DE3875233T2

DE3875233T2 - Pulsierende pumpe zur extrakorporalen zirkulation.

Info

Publication number: DE3875233T2
Application number: DE8888201711T
Authority: DE
Inventors: Roberto Fumero Roberto Fumero; Lucio Parenzan Lucio Parenzan
Original assignee: Bellco SRL
Current assignee: Bellco SRL
Priority date: 1987-11-13
Filing date: 1988-08-10
Publication date: 1993-03-25
Anticipated expiration: 2008-08-11
Also published as: IT8722629A0; JPH01136664A; DE3875233D1; ATE81294T1; CA1325923C; EP0322933A1; EP0322933B1; IT1223121B; ES2071613T3; GR3005907T3; US5044901A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine pulsierende Pumpe, die in der Herzchirurgie für den extrakorporalen Kreislauf einsetzbar ist.
Insbesondere ist der Gegenstand der vorliegenden Erfindung eine pulsierende Pumpe, die im wesentlichen aus einer Gehäusekammer, in die ein Abschnitt eines elastischen Schlauchs eingesetzt ist und in der zwei Preßventile angebracht sind, nämlich ein Ansaugventil und ein Abgabeventil, und aus einem elektropneumatisch angetriebenen Druckkörper besteht.
In den letzten zehn Jahren wurde die Bedeutung des Induzierens eines extrakorporalen Kreislaufs, der so "physiologisch" wie möglich ist, in vielen Untersuchungen hervorgehoben. Insbesondere wurde die Wahl einer pulsierenden Perfusion anstelle einer traditionellen, nicht pulsierenden Perfusion als überlegen betrachtet, was die Verringerung der peripheren Widerstände (K.M. Taylor, J. Thorac. Cardiovas. Surg., 75, 569-83 (1978); J. Dunn, J. Thorac. Cardiovas. Surg., 68, 138-47 (1974); und H. Soroff, Arch. Surg., 98, 321-25 (1969)), die Schnelligkeit und Gleichmäßigkeit des Kühlens und Erwärmens von Patienten (G.D. Williams, J. Thorac. Cardiovas. Surg. 78, 667-77 (1979)), die Verringerung der hormonalen und. metabolischen Fehlfunktionen (W.F. Bremmer, J. Thorac. Cardiovas. Surg., 75, 392-99 (1978)) und die Verringerung von Gehirnschäden (K.M. Taylor, "Effects of pulsatile flow und arterial line filtration on cerebral cellular damage during open heart surgery", Open Heart Surgery, Springer Verlag, Berlin, 1982; und T. Matsumoto, Am. Surg., 1971, 61-64) anbetrifft.
Die Notwendigkeit der Realisierung einer pulsierenden Perfusion, damit ein besserer operativer und postoperativer Zustand von Patienten erzielt wird, besteht aufgrund der größeren Anfälligkeit für kritische Zustände von Patienten insbesondere in der Kleinkinder- und Kinder-Herzchirurgie.
Es ist die Verwendung von Pumpen mit pulsierendem Durchfluß bekannt, die durch geeignete Modifikationen, die an den traditionellen peristaltischen Roller-Pumpen vorgenommen werden, oder durch eine Reihenschaltung dieser letzteren mit Pumpen mit oszillierendem Durchfluß erhalten werden; derartige Vorrichtungen erzeugen einen sogenannten "gepulsten" Durchfluß, sind jedoch auf keinen Fall in der Lage, einen wirklich pulsierenden Durchfluß zu realisieren, d. h. einen Durchfluß, der den physiologischen Durchfluß auf ideale Weise überlappt, da sie keine ausreichend kurze Anstiegszeit des Aorta-Druckverlaufs realisieren, und im Durchflußverlauf zeigen sie die typischen Welligkeiten aufgrund der Trennung der Roller von dem jeweils relevanten Sitz. Ferner trifft bei solchen Vorrichtungen der diastolische Hub der Pumpe zwangsläufig mit ihrem systolischen Hub zusammen, so daß eine Einstellung des Durchflußverlaufs während des Ansaughubs unmöglich ist.
Ferner ist aus der US-PS 4 239 464 eine Pumpe bekannt, die von den oben erläuterten Pumpen sehr verschieden ist und einen wirklich pulsierenden Durchfluß realisiert, indem die Fluidsäule, die in einem Abschnitt eines flexiblen Schlauchs enthalten ist, durch Pressen dieses letzteren mittels einer Platte verschoben wird. Um den Rückfluß zu verhindern, sind an beiden Schlauchenden zwei Ventile vorgesehen, die aus zwei Platten bestehend die den Schlauch nicht vollständig zusammenpressen, sondern einen so großen Druckabfall bewirken, daß der mögliche Rückfluß als vernachlässigbar angesehen werden kann. Die Bewegung der Preßplatte sowie die Bewegung der Platten der Ventile besteht in einer reinen Translation. Ferner erfolgt gemäß der Offenbarung dieses Patents der Antrieb durch ein Nockensystem. Mit diesem Pumpentyp können die Impulsfrequenz und der systolische Ausstoß eingestellt werden, und die Synchronisation mit dem EKG des Patienten kann hergestellt werden, während das Verhältnis zwischen der Systolendauer zu der Dauer des Gesamtzyklus und die Position der Systole innerhalb des Zyklus nicht geändert werden können, und zwar gerade wegen des Systems, mit dem das Pressen durchgeführt wird (ein System vom volumetrischen Typ, wobei der Bewegungsantrieb von einer Steuerkurve gesteuert wird).
Aus der US-PS 3 518 003 ist ferner eine pulsierende Pumpe für ein extrakorporales Herz bekannt, bei der ein flexibler Schlauch von einem Paar von Schubstangen gepreßt wird, die in dem Schlauch ein Ansaugventil und ein Abgabeventil bilden, und bei der eine Pumpplatte geradlinig hin- und herbewegbar ist, um das Blut in einen Bereich des Schlauchs zwischen den Stangen zu pumpen.
Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist daher die Bereitstellung einer Pumpe, die einen wirklich pulsierenden Durchfluß erzeugt und die so eingestellt und gesteuert werden kann, daß die Kontur des erzeugten Durchflusses auf ideale Weise in möglichst großem Ausmaß mit dem physiologischen Durchfluß überlappen kann.
Gemäß der Erfindung wird diese Aufgabe durch eine pulsierende Pumpe für den extrakorporalen Kreislauf in der Herzchirurgie gelöst, die aufweist: eine Gehäusekammer, in die ein Abschnitt eines flexiblen Schlauchs eingesetzt ist und in der zwei Preßventile, von denen das eine dem Ansaugen (Mitralklappe) und das andere dem Fördern (Aortenklappe) dient, sowie eine betätigbare Druckplatte angebracht sind, die zwischen den Ventilen angeordnet ist und die bei einem Auswurfhub (systolischen Hub) den Schlauch teilweise zusammendrückt und bei einem Füllhub (diastolischen Hub) ein Entspannen des Schlauchs zuläßt, wobei die pulsierende Pumpe dadurch gekennzeichnet ist, daß die Druckplatte elektropneumatisch betätigt wird, um bei jedem dieser Hübe eine Dreh-Translationsbewegung auszuführen, und daß jedes Ventil mit einem zugeordneten Kompensator gekoppelt ist, der beweglich ist, um jedesmal in dem Abschnitt des Schlauchs eine Volumenänderung zu bestimmen, die gleich und entgegengesetzt zu der von dem zugeordneten Ventil erzeugten Volumenänderung ist.
Das Arbeitsprinzip der Pumpe gemäß der vorliegenden Erfindung, die solche Erfordernisse erfüllt, beruht auf dem geführten Zusammendrücken und Entspannen eines elastischen Schlauchabschnitts, der innerhalb der Kammer untergebracht ist, in der die Preßventile angebracht sind. Das Pumpen wird von der Druckplatte durchgeführt, die elektropneumatisch angetrieben ist, um die Dreh-Translationsbewegung zu realisieren.
Gemäß Fig. 1a und 1b, die den Pumpkörper schematisch und im Fall von Fig. 1b dessen Betrieb im systolischen Hub zeigen, besteht die Pumpe insbesondere aus einer Gehäusekammer 1, in der ein Abschnitt eines elastischen Schlauchs 2 untergebracht ist, der mit einer Tragplatte 3 in engem Kontakt ist; in einer solchen Kammer sind zwei Preßventile, von denen das eine dem Ansaugen (Mitralklappe) 4 und das andere dem Fördern (Aortenklappe) 5 dient, sowie eine Platte (oder ein Drücker) 6 angebracht, die im systolischen Hub (Ausstoß) den Schlauch teilweise zusammendrückt, indem sie eine Dreh- Translationsbewegung durchführt, die durch die Betätigung von vier Schubstangen 7 in einer geeigneten Reihenfolge gesteuert wird.
Das ausgestoßene Volumen ist eine Funktion des Zusammenpreßgrads des Schlauchs, das nie vollständig ist, und wird durch die Höhe gesteuert, die der Drücker am Ende der Systole erreicht.
Im diastolischen Hub (Füllen) bewegt sich der Drücker wieder abwärts und ermöglicht es, daß sich der Schlauch elastisch entspannt und somit das Fluid von dem Ansaugende angesaugt wird.
Die Ventile und der Drücker werden mit Druckluft durch ein pneumatisches Zuführsystem und Elektroventile vom EIN/AUS- Typ betätigt.
Insbesondere wird jedes der beiden genannten Ventile von einem doppelt wirkenden pneumatischen Zylinder angetrieben. Der Zylinder wird von zwei identischen Elektroventilen angetrieben, die auf komplementäre Weise erregt werden müssen.
Gemäß Fig. 2, die den Druckluftkreis eines Ventils 4 oder 5 schematisch zeigt, muß das Elektroventil 11 erregt und-das Elektroventil 10 entregt sein, damit das Ventil schließen kann, bzw. umgekehrt, wenn das Ventil zu öffnen ist.
Die Vorschubbewegung des so betätigten Ventils schließt den Schlauch, indem es ihn gegen die Tragplatte preßt. In Korrespondenz mit jedem Ventil ist die Tragplatte mit einem Vorsprung 9 versehen, so daß das tatsächliche Schließen des Schlauchs aufgrund der Kompression zwischen dem gleichen Ventil und dem Vorsprung an der Tragplatte erfolgt.
Gemäß einer bevorzugten praktischen Ausführungsform sind sowohl das Ventil als auch der Vorsprung 9 so ausgestaltet, daß die Kontaktfläche zwischen den einander gegenüberliegenden Innenwänden des Schlauchs minimiert wird, wodurch die Gefahr einer möglichen Hämolyse verringert wird.
Gemäß einer noch mehr bevorzugten praktischen Ausführungsform ist mit jedem Ventil ein volumetrischer Kompensator 8 gekoppelt, der an der relativ zu dem entsprechenden Ventil entgegengesetzten Seite positioniert ist. Dieser Kompensator dient dazu, innerhalb des Schlauchs 2 in Abhängigkeit von dem Pumpvorgang eine Änderung im Innenvolumen zu induzieren, die der von der Bewegung des Ventils induzierten Änderung gleich ist und entgegengesetztes Vorzeichen hat. Wie Fig. 1a und 1b zeigen, besteht ein solcher volumetrischer Kompensator bevorzugt aus einem Zylinder, der um seine Achse frei drehbar und an einem Ende eines Schwinghebels befestigt ist, an dessen anderem Ende der Körper des Preßventils befestigt ist. Auf diese Weise wird, wenn das Ventil geöffnet ist, an dem entgegengesetzten Ende eine Verringerung des Schlauchvolumens mit einem Kompensationseffekt aufgrund des von dem Zylinder auf den Schlauch aufgebrachten Drucks bewirkt, und umgekehrt erzeugt, wenn das Ventil geschlossen ist, die Bewegung des Zylinders von dem Schlauch weg zusammen mit der daraus folgenden Entspannung des gleichen Schlauchs eine entsprechende Erhöhung des Innenvolumens des gleichen Schlauchs mit einem Gesamteffekt von Null.
Alternativ kann als die volumetrische Kompensationseinrichtung ein zusätzliches Preßventil verwendet werden, das mit dem Hauptventil funktionsmäßig verbunden ist und sich in eine zu diesem letzteren entgegengesetzte Richtung bewegt, wobei das zusätzliche Ventil auf jeden Fall in dem Schlauchabschnitt an einer Stelle, die von dem gleichen Ventil weit entfernt ist, eine entgegengesetzte Volumenänderung erzeugt.
Die Verwendung eines volumetrischen Kompensators für jedes Ventil dient dazu zu verhindern, daß die Schließ- und Öffnungsbewegungen der Ventile Fluidbewegungen zur Innen- oder zur Außenseite des Abschnitts des elastischen Schlauchs bewirken können, die unter anderem zu sehr hohen Geschwindigkeiten durch sehr enge Querschnitte und somit zu einem hohen Risiko hämatischer Schäden führen würden.
Beispielsweise bestimmt das Schließen des Ventils zum Schließzeitpunkt eine Verringerung des verfügbaren Volumen s innerhalb des Innenbereichs des Schlauchs. Eine solche Verringerung des Volumens, die in dem spezifischen Fall geringfügig größer als 1 cm³ ist, würde den Ausstoß eines solchen Volumens aus dem Inneren des Schlauchs durch eine Öffnung bedeuten, die zunehmend kleiner wird, wenn sich der vollständige Schließzustand des Ventils nähert. Ein solcher Umstand ist von einem fluiddynamischen und hämodynamischen Standpunkt schädlich, da er hohe Strömungsgeschwindigkeiten des Blutstroms durch die obengenannte Öffnung mit zunehmend kleiner werdenden Dimensionen bedingt, wobei solche Geschwindigkeiten dazu tendieren, immer höhere Werte anzunehmen, wenn sich der vollständige Schließzustand des Ventils nähert. Dieser Nachteil wird durch das Vorhandensein des volumetrischen Kompensators 8 außerordentlich verringert, wenn nicht gar vollständig beseitigt, wobei der Kompensator im Fall des Schließens des Ventils in einer geeigneten Position innerhalb des Schlauchs ein Volumen verfügbar macht, das gleich dem Volumen ist, das anderenfalls ausgestoßen werden würde.
Ein gleicher und entgegengesetzter Vorgang wird von dem Kompensator offensichtlich mit identischen vorteilhaften fluiddynamischen und hämodynamischen Wirkungen ausgeführt, wenn das Ventil öffnet, indem von dem Volumen des ventrikulären Schlauchs ein Volumen abgezogen wird, das gleich dem Volumen ist, das von dem Ventil während des Öffnungshubs verfügbar gemacht wird.
Die Verwendung derartiger Ventile, die mit volumetrischen Kompensatoren versehen sind, bildet einen weiteren Gegenstand der vorliegenden Erfindung, unabhängig davon, welcher spezielle Typ von pulsierendem Ventil verwendet wird.
Diese Ventile mit Kompensator können in der Tat auch an andere Pumpentypen angepaßt werden.
Gemäß Fig. 3 wird bei der Pumpe nach der vorliegenden Erfindung der Drücker 6 von vier doppelt wirkenden pneumatischen Zylindern 7 angetrieben.
Seine Bewegung bewirkt eine Änderung des Innenvolumens des Schlauchs (gemäß einem parabolischen Gesetz in erster Annäherung als eine Funktion der Vorschubbewegung) und daher ein Ansaugen von Fluid oder ein Ausstoßen von Fluid.
Die große Zahl an Zylindern (die nicht notwendigerweise vier sein müssen, wie in Fig. 3 zum Zweck der Erläuterung gezeigt ist, sondern auch zwei oder mehr als vier sein können) und ihre Verteilung dienen dem Zweck, eine oszillierende Bewegung der Druckplatte zu erzielen: Beide Enden (das Ende, das der Aortenklappe näher ist, und das Ende, das der Mitralklappe näher ist) bewegen sich nicht gemeinsam, sondern das Ende, das der Mitralklappe näher ist (das Ventil am Ansaugende) bewegt sich vor dem anderen vorwärts (und zurück). Diese spezielle Bewegung bedeutet vom Standpunkt der Hämolyse ein wesentlich geringeres Risiko als eine einfach linear bewegte Platte, da bei gleicher Durchflußmenge größere Flächeninhalte verfügbar sind, damit das Fluid mit geringeren Geschwindigkeiten strömt.
Die Ventile und der Drücker werden mit Druckluft mittels eines Druckluftkreises und eines Systems von Steuer- Elektroventilen geeignet erregt.
In der Praxis wird Druckluft, die aus einer Zuführleitung verfügbar ist, mittels eines Reduzierfilters durch die automatische Abgabe des Kondensats behandelt, um trockene Luft mit dem gewünschten Druck zu erhalten, die dem pneumatischen Steuersystem zugeführt wird.
Die Oszillation des Drückers wird durch Einbau einer Drosseleinrichtung 13 in das die Zylinder 12 speisende Netzwerk erreicht, so daß die weiter entfernten Zylinder relativ zu den näheren Zylindern eine Verzögerung erfahren, und die Verzögerung wird durch Beeinflussung der Drosseleinrichtung eingestellt.
Die Druckluft, die erforderlich ist, um die den Drücker antreibenden Zylinder zu betätigen, wird nicht direkt der Zuführleitung entnommen, sondern es wird Druckluft verwendet, die einem Aktivierungsbehälter 14 entnommen wird. Dieser Aktivierungsbehälter, der im wesentlichen aus einer Kammer mit veränderbarem Volumen besteht, wird seinerseits je nach den Erfordernissen mehr oder weniger stark aufgeladen, indem auf eine geeignete und gesteuerte Weise Druckluft aus der Zuführleitung entnommen wird. Wenn Druckluft aus der Leitung verwendet wird, um die Zylinder zu betätigen, muß in der Tat, wenn der Energiebedarf für das zu pumpende Fluid sinkt, eine zeitgesteuerte Zufuhr von Druckluft zu den Zylindern durchgeführt werden. Je geringere der Energiebedarf ist, desto kürzer ist die Zeit, während der Druckluft den Zylindern zugeführt wird. Auf eine solche Weise wird die Druckwirkung während des ersten systolischen Hubs konzentriert, in dem jeder erforderliche ventrikuläre Ausstoß endet. Von einem physiologischen Standpunkt wäre es dagegen zweckmäßiger, einen solchen Ausstoß durch eine weniger starke, länger dauernde Aktivierung zu bestimmen. Gerade die Verwendung des Aktivierungsbehälters 14 ermöglicht es, die Zylinder und die Druckplatte mit einem einstellbaren Speisedruck zu betätigen, der an die verschiedenen Erfordernisse anpaßbar ist.
Zwischen dem Aktivierungsbehälter und den Zylindern sind zwei Dämpfungskammern 15 und 24 eingefügt, die es ermöglichen, daß ein allmählicher und gesteuerter Anstieg des Drucks innerhalb der Zylinder stattfindet. Solche Dämpfungskammern bestehen im allgemeinen aus Abschnitten von durchmesserkleinen Schläuchen, die spiralförmig gewickelt sind und deren Länge und Durchmesser von der gewünschten Dämpfung abhängt. Sie werden am Ende jedes Zyklus entleert, und sie sind bei Beginn des nachfolgenden systolischen Hubs leer und bestimmen aufgrund ihres integralen pneumatischen Verhaltens einen allmählichen und gesteuerten Anstieg des Drucks der den Zylindern zugeführten Luft.
In Fig. 3 ist die den Drücker antreibende Untereinheit schematisch dargestellt. In dieser Untereinheit werden gesteuerte pneumatische Elektroventile 16, 17, 18 und 19 verwendet, und für jedes davon wird ein Steuer-Elektroventil 20, 21, 22 und 23 verwendet: Damit wird erreicht, daß es erforderlich ist, vier Elektroventile zu steuern, um die Hin- und Herbewegung des Drückers zu erzielen; EN beaufschlagt die Druckkammern mit Druck, SC entleert sie; RT entleert die Rücklaufkammern, und ML beaufschlagt sie mit Druck. Um die Vorschubbewegung des Drückers mit der Kompression des Schlauchs 2 zu erreichen, müssen SC und EN erregt werden (Kammern unter Druck) und RT muß entregt werden (Gegenkammer entleert), während, um die Rückkehr des Drückers zu erzielen, SC und EN entregt werden müssen (Kammern entleert) und RT und ML erregt werden müssen (Gegenkammern unter Druck).
In Fig. 3 sind insbesondere:
Sc = Logikgruppe von Elektroventilen 16, 20;
EN = Logikgruppe von Elektroventilen 17, 21;
ML = Logikgruppe von Elektroventilen 18, 22;
RT = Logikgruppe von Elektroventilen 19, 23.
Das mit dem Bezugszeichen 15 bezeichnete System ist die Kammer, die die Vorschubbewegung des Drückers dämpft, während das Bezugszeichen 24 die Kammer bezeichnet, die die Rückbewegung des Drückers dämpft.
Ähnliche Dämpfungssysteme vom viskosen Typ wurden für die Ansaug- und Abgabeventile verwendet. Dies geschah, um zu schnelle Bewegungen, die für Blut schädlich sind, zu verhindern und um gleichzeitig das vollständige Schließen der Ventile ohne Auslaufen durch sie zu gewährleisten. Auf eine solche Weise gelang es in der Tat, eine ausreichend graduelle, aber geeignet schnelle Ventilbetätigung zu erreichen, bei der eine Bewegungszeit in der Größenordnung von 60/100 ms sichergestellt werden konnte, je nachdem, ob die Ventile geöffnet oder geschlossen wurden.
Gemäß einer bevorzugten praktischen Ausführungsform ist die Pumpvorrichtung ferner mit Fotozellen versehen, die den genauen Zeitpunkt identifizieren, zu dem die Ventile zu öffnen oder zu schließen beginnen. Die Betätigung der Ventile ist in der Tat durch eine gewisse Verzögerung gekennzeichnet, die im wesentlichen vom pneumatischen Typ ist und aus der Notwendigkeit resultiert, angemessene Mengen an Druckfluid in die jeweiligen Betätigungsdrücker einzuleiten.
Die Fotozellen identifizieren genau den Zeitpunkt, zu dem die Ventile zu öffnen oder zu schließen beginnen, und dieses Signal wird dem Steuersystem zugeleitet, das das Signal mit dem Zeitpunkt vergleicht, zu dem die Betätigung vorgegeben war, die Verzögerung des einen Zeitpunkts relativ zu dem anderen errechnet und sie speichert; Zyklus um Zyklus wird der Betätigungsbefehl durch die so errechnete Zeit automatisch antizipiert, so daß die tatsächliche Betätigung des Ventils genau zu dem gewünschten Zeitpunkt stattfindet.
Die Pumpvorrichtung ist ferner mit Positionssensoren vom "Hall"-Typ (um die Position des Drückers zu bestimmen) sowie mit "Schalter"-Fotozellen versehen, um deren ordnungsgemäßen Betrieb und Wirkungsweise festzustellen, um einen Rückführ- Steuervorgang zu haben.
Die optimalen Zeitpunkte der Ventilbetätigung hängen in der Tat von verschiedenen Faktoren ab, von denen einige von der Notwendigkeit einer zuverlässigen Überdeckung der Schließhübe der gleichen Ventile abhängen (ein Ventil öffnet nur, nachdem das andere Ventil mit Sicherheit vollständig geschlossen ist), während andere Faktoren von der Bewegung der Druckplatte abhängen. Was diesen letzteren Aspekt anbetrifft, ist es wichtig, daß die Ventilbetätigungseinrichtungen Schließen und Öffnen in fluiddynamisch stationären Positionen der Druckplatte bewirken. Die Sensoren vom "Hall"-Typ ermöglichen es, daß die Position der Druckplatte bestimmt wird und die Öffnungs- und Schließzeitpunkte der Ventile zeitlich so positioniert werden, daß sie auf optimale Weise den Bewegungsgesetzen der Druckplatte entsprechen.
Das Bedienungspult, das aus einem Satz von Einrichtungen zum Steuern und Anzeigen der Betriebszustände des Pumpkörpers sowie von möglichen externen Signalen (EKG, Arteriendruck) und aus einem elektronischen Prozessor besteht, dem die obengenannte Information kontinuierlich zugeleitet wird, bildet die Schnittstelle zwischen dem System und dem Bediener und managt die Funktionen des Pumpkörpers nach Maßgabe eines geeigneten Programms.
Die Maschine ermöglicht es, daß die Pulsationsfrequenz, das bei jedem Schlag ausgestoßene Volumen und infolgedessen die gewünschte mittlere Durchflußmenge eingestellt werden. Durch Eingeben einiger Grunddaten, die für die extrakorporale Schleife (Typ und Durchmesser der Kanüle) und für den Patienten (Gewicht und Körperfläche) relevant sind, ist eine solche Maschine in der Lage, durch Selbstkalibrierung während des Installationsschritts eine richtige Perfusion zu liefern und die tatsächlichen Durchflußmengenwerte auch als Herzindezes zu zeigen.
Das in der Pumpe gemäß der vorliegenden Erfindung verwendete Schlauchstück besteht aus irgendeinem thermoplastischen, biokompatiblen Material, das mit solchen Elastizitäts- und Viskositätseigenschaften ausgestattet ist, daß es auf diesem speziellen Gebiet einsetzbar ist. Ein im klinischen Bereich üblicherweise verwendetes Material, das für den beabsichtigten Zweck gut geeignet ist, ist Silastic® (ein von Dow Corning vertriebener Siliconkautschuk). Weitere geeignete Materialien sind die beispielsweise in der US-PS 4 578 413 beschriebenen.
Wenn Materialien wie diese verwendet werden, die solche Elastizitäts- und Härteeigenschaften haben, daß sie gemäß einer bevorzugten praktischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung innerhalb einer Zeit, die mit der physiologischen Ansaugzeit kompatibel ist, ein spontanes Entspannen des Schlauchs am Ende der Kompression zulassen, so daß dieser wieder seine ursprüngliche Gestalt und Größe annimmt, ist der Schlauch in keiner Weise auf den Drücker beschränkt.
Auf jeden Fall können auch andere im medizinischen Bereich üblicherweise eingesetzte thermoplastische Materialien verwendet werden, die mit Elastizitäts- und Härteeigenschaften ausgestattet sind, die nicht ausreichen, um sicherzustellen, daß sich der Schlauch innerhalb der erforderlichen Zeit spontan entspannt; in einem derartigen Fall ist es erforderlich, den Schlauch auf eine solche Weise auf den Drücker zu beschränken, daß sowohl das Zusammendrücken als auch das anschließende Entspannen geführt stattfinden.
Was die Dimensionen des Schlauchstücks anbetrifft, so hängen diese im wesentlichen von den Dimensionen des Patienten ab.
Das Blutvolumen, das zwischen den beiden Ventilen vorhanden ist, muß in der Tat im wesentlichen dem Blutvolumen entsprechen, das bei jedem Schlag ausgestoßen wird, d. h. dem systolischen Ausstoß. Bei Verwendung in der Kleinkinder- und Kinder-Herzchirurgie werden deshalb zweckmäßigerweise Schläuche eingesetzt, deren Länge innerhalb des Bereichs von 20-45 cm und deren Durchmesser innerhalb des Bereichs von 1,27-1.91 cm (1/2-3/4'') liegt. Im Fall eines erwachsenen Patienten wird dagegen anstelle eines Schlauchstücks mit Kreisquerschnitt und gleichmäßiger Größe besser ein Schlauchstück mit ovalem Querschnitt oder eine Art Beutel/Lunge mit gleichmäßigem Querschnitt verwendet.
Es versteht sich, daß alle diese Änderungen, die an der Pumpe gemäß der Erfindung, wie sie in den beigefügten Figuren gezeigt ist, vorgenommen werden können, um die Pumpe besser an die verschiedenen Situationen anzupassen, im Rahmen der gleichen Erfindung liegen.

Claims

1. Pulsierende Pumpe für den extrakorporalen Kreislauf in der Herzchirurgie, die aufweist: eine Gehäusekammer (1), in die ein Abschnitt eines flexiblen Schlauchs (2) eingesetzt ist und in der zwei Preßventile (4, 5), von denen das eine dem Ansaugen (Mitralklappe) und das andere dem Fördern (Aortenklappe) dient, sowie eine betätigbare Druckplatte (6) angebracht sind, die zwischen den Ventilen (4, 5) angeordnet ist und die bei einem Auswurfhub (systolischen Hub) den Schlauch (2) teilweise zusammendrückt und bei einem Füllhub (diastolischen Hub) ein Entspannen des gleichen Schlauchs (2) zuläßt, dadurch gekennzeichnet, daß die Druckplatte (6) elektropneumatisch betätigt wird, um bei jedem dieser Hübe eine Dreh- Translationsbewegung auszuführen, und daß jedes Ventil (4, 5) mit einem zugeordneten Kompensator (8) gekoppelt ist, der beweglich ist, um jedesmal in dem Abschnitt des Schlauchs (2) eine Volumenänderung zu bestimmen, die gleich oder entgegengesetzt der von dem zugeordneten Ventil (4, 5) erzeugten Volumenänderung ist.

2. Pumpe nach Anspruch 1, wobei die Dreh-Translationsbewegung der Druckplatte (6) durch Betätigung eines Satzes von pneumatischen Zylindern (12) entsprechend einer geeigneten Reihenfolge gesteuert wird.

3. Pumpe nach Anspruch 2, wobei vier Zylinder (12) vorgesehen sind.

4. Pumpe nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Gehäusekammer (1) von einer Tragplatte (3) für den Schlauch (2) begrenzt ist, die in Korrespondenz mit jedem Ventil (4, 5) einen Vorsprung (9) aufweist, der so positioniert ist, daß der Schlauch (2) aufgrund der Kompression des Schlauchs (2) zwischen jedem Ventil (4, 5) und dem entsprechenden Vorsprung (9) an der Tragplatte (3) verschlossen wird.

5. Pumpe nach Anspruch 4, wobei jedes Ventil (4, 5) und der entsprechende Vorsprung (9) eine geeignete Gestalt haben.

6. Pumpe nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Ventile (4, 5) pneumatisch betätigbar sind und die pneumatische Betätigung der Ventile (4, 5) und der Druckplatte (6) mittels Druckluft durchgeführt wird.

7. Pumpe nach Anspruch 6, wobei die Druckluft zum Betätigen der Zylinder (12) einem Aktivierungsbehälter (14) entnommen wird, der mit Luft gefüllt ist, die einer Zuführleitung entnommen wird.

8. Pumpe nach Anspruch 2 und 7, wobei eine Dämpfungskammer (15) in der Leitung zwischen dem Aktivierungsbehälter (14) und den Zylindern (12) vorgesehen ist, um einen allmählichen und kontrollierten Anstieg des Drucks der den Zylindern (12) zugeführten Luft zu bewirken.

9. Pumpe nach einem der Ansprüche 6 bis 8, wobei die Ventile (4, 5) durch ein pneumatisches System betätigt werden, das viskose Dämpfungskammern aufweist.

10. Pumpe nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schlauch (2) elastisch ist und der Abschnitt des Schlauchs (2) nicht auf die Druckplatte (6) beschränkt ist und seine Entspannung am Ende der Kompression spontan erfolgt.

11. Pumpe nach Anspruch 10, wobei jedes Ventil (4, 5) einen hin- und herbewegbaren Ventilkörper aufweist und eine Fotozelle an der Basis jedes Ventilkörpers positioniert ist, um den Zeitpunkt des Schließens oder des Beginns des Öffnens der Ventile (4, 5) genau zu bestimmen.

12. Pumpe nach Anspruch 11, wobei jeder Kompensator (8) sich in die Gegenrichtung zu der Bewegung des entsprechenden Ventilkörpers bewegt und in einer in bezug auf das Ventil (4, 5) fernen Position an der Länge des Schlauchs (2) anliegt.

13. Pumpe nach Anspruch 12, wobei jeder Kompensator (8) an einem Ende eines Schwinghebels befestigt ist, an dessen anderem Ende der entsprechende Ventilkörper befestigt ist.

14. Pumpe nach Anspruch 12 oder 13, wobei jeder Kompensator einen Zylinder (8) aufweist, der frei um seine Achse drehbar ist.