DE69033350T2

DE69033350T2 - Massnahme zur verbesserung der blutströmung

Info

Publication number: DE69033350T2
Application number: DE69033350T
Authority: DE
Inventors: Nagy Adly Habib
Original assignee: BTG International Ltd
Current assignee: BTG International Ltd
Priority date: 1989-06-20
Filing date: 1990-06-19
Publication date: 2000-05-31
Anticipated expiration: 2010-06-20
Also published as: CA2062733A1; WO1990015630A1; US5372573A; EP0923954A2; AU648984B2; DE69033350D1; EP0478600B1; EP0923954A3; AU5812090A; JP3081639B2; EP0478600A1; JPH05504693A; ES2138582T3

Description

Die Erfindung betrifft Verfahren und Vorrichtungen zum Verbessern des in vivo-Blutflusses. Die Erfindung kann sowohl in der klinischen Human- als auch der Veterinärmedizin angewandt werden.
Eine örtliche Impedanz des Blutflusses kann sowohl bei Menschen als auch bei Tieren zahlreiche Probleme verursachen. Beispielsweise Arterienschäden, z. B. Atherosklerose, im Bein erfordern häufig komplizierte chirurgische Eingriffe, wobei typischerweise die lange Vena saphena als Transplantat verwendet wird, um den nicht funktionsfähigen Arterienbereich zu umgehen. Auch Leberzirrhose, die in der westlichen Welt als Folge von Alkoholmißbrauch auftreten kann, jedoch in der Dritten Welt als Folge von Virushepatitis häufig vorkommt, führt zu einer Impedanz des Blutflusses von der Vena portae hepatis (Leberpfortader) in die Leber. Dies führt dazu, daß Blut an der Leber vorbei durch die Nebenpfortadern geleitet wird, die in den Magen führen. Dies führt zu Blutungen der Magenwand (d. h. Ösophagusvarizen).
Die herkömmliche Behandlung dieses Zustands kann folgende Maßnahmen umfassen: der Blutdruck kann reduziert werden, indem chirurgisch ein portosystemischer Shunt, wie etwa ein portokavaler Shunt, geformt wird, wobei die Pfortader mit der Vena cava verbunden wird, oder es kann Sklerotherapie (Verödung) verwendet werden, wobei die Nebenpfortadern durch eine geeignete Injektion verschlossen werden. Andere herkömmliche Behandlungsmethoden umfassen Ösophagusschnitte, wobei die Nebenpfortadern durch geeignete Nähte verschlossen werden, und Lebertransplantation. Diese verschiedenen Behandlungsmethoden haben verschiedene Vor- und Nachteile und können unter gewissen Umständen nur von begrenztem Nutzen sein. Sklerotherapie und Ösophagusschnitte können über längere Zeiträume ineffektiv sein, da der Pfortaderdruck (d. h. der Blutdruck in der Pfortader) nicht reduziert ist und häufig ein Wiederauftreten von Blutungen verursacht, und ein portokavaler Shunt führt dazu, daß der Großteil der vom Gastrointestinaltrakt absorbierten Produkte direkt in den allgemeinen Blutkreislauf gerät, statt zuerst in die Leber zu gelangen, wo ausgedehnte Stoffwechselprozesse, insbesondere Entgiftungsprozesse, stattfinden. Diese Abnahme des Blutflusses durch die Leber reduziert die Effektivität dieses Organs, insbesondere seines Entgiftungsvermögens. Dies kann wiederum zu ernsthaften Nebenwirkungen, wie etwa hepatische Enzephalopathie, führen.
Aus den vorstehenden Beispielen wird deutlich, daß die üblichen Behandlungsmethoden für eine örtliche Impedanz des Blutflusses darin bestehen, Mittel bereitzustellen, durch die das Blut das Hindernis umgehen kann, wodurch die örtliche Hypertonie beseitigt wird, oder darin, den erkrankten Abschnitt, wie etwa bei Lebertransplantationen, zu ersetzen.
Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, daß diese üblichen Vorgehensweisen unzulänglich sind. Bei vielen human- oder verterinärmedizinischen Zuständen, die eine örtliche Blutflußimpedanz umfassen, glauben wir, daß erheblich bessere Ergebnisse erzielt werden können, wenn anstelle eines chirurgischen Bypasses oder anderen herkömmlichen Behandlungsmethoden Einrichtungen verwendet werden, durch die der Blutfluß durch den Bereich der Impedanz unterstützt werden kann. Dies führt im allgemeinen zu örtlicher Hypertonie, wobei die Auswirkungen derselben systemisch nicht spürbar sind. Das Ersetzen des das vaskuläre Ungleichgewicht enthaltenden, erkrankten Gefäßes (Lebertransplantation) ist in großem Umfang keine praktikable Lösung, da die Kosten für dieses Verfahren hoch sind und nur begrenzt Spender zur Verfügung stehen.
DE-A-35 38 718 offenbart eine Pumpe zur Unterstützung der Blutzirkulation in einem Blutgefäß, wobei die Pumpe flexible Bestandteile umfaßt, die eine peristaltische Pumpwirkung auf das Blutgefäß ausüben. Der Betrieb der Pumpe wird durch einen einzelnen Drucksensor gesteuert.
Erfindungsgemäß ist eine Pumpe gemäß den Merkmalen von Anspruch 1 bereitgestellt. Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Pumpe sind in den abhängigen Ansprüchen offenbart.
Die Pumpe kann beispielsweise eine archimedische Wasserschnecke, die direkt auf das in dem zu behandelnden Gefäß fließende Blut wirkt, oder eine peristaltische Pumpe sein, die auf die Außenseite des Gefäßes wirkt.
Die Erfindung wird ferner unter Bezugnahme auf die Behandlung der Pfortader oder des Leberläppchens (freier Rand des Omentum minimus) beschrieben, um die durch Leberzirrhose entstehenden Probleme zu überwinden, wobei es sich jedoch versteht, daß sich die Erfindung allgemein anwenden läßt und nicht auf diesen speziellen Behandlungsbereich beschränkt ist.
Die bei diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung zu verwendende Pumpe kann innerhalb der Pfortader angebracht werden, oder sie kann so ausgeführt sein (z. B. als peristaltische Pumpe), daß der Motor auf die Außenseite des Blutgefäßes wirken kann, wodurch ein chirurgischer Eingriff am Gefäß selbst vermieden werden kann. Beispiele geeigneter Pumpen werden nun aufgeführt.
Bei einer Anordnung ist die Pumpe als archimedische Wasserschnecke ausgeführt, die in einer geeigneten Prothese, z. B. aus Dacron, angeordnet ist, welche zwischen Abschnitte der Pfortader eingeführt oder implantiert wird. Die Steuerung der Schnecke kann mittels eines Mikroprozessors erreicht werden, der unter der Haut nahe der Pfortader untergebracht oder extern in einem geeigneten Gehäuse angeordnet ist, das im allgemeinen nahe am Körper im Bereich der Pfortader gehalten wird. Ein Drucksensor ist in die Schneckenpumpe an ihrem stromaufwärts gerichteten Ende und in das Steuersystem eingebaut, wobei der Sensor beispielsweise dafür verwendet werden kann, sicherzustellen, daß der Druck in der Pfortader nicht größer als 15 mm Hg ist. Um durch Thrombose entstehende Komplikationen zu ver meiden, kann die Verabreichung eines Antikoagulans (gerinnungshemmende Substanz) bei dieser Anordnung erwünscht sein.
Eine peristaltische Pumpe, die auf die Außenseite der Leberpfortader wirkt, ist dahingehend vorteilhaft, daß ihre Verwendung einen weniger invasiven chirurgischen Eingriff erfordert als bei der obigen Ausführungsform. Bei einer Anordnung wird eine herkömmliche Rollwirkung dazu verwendet, den persistaltischen Effekt zu erzeugen. Wie bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel kann die Steuerung der Pumpe elektrisch durch Verwendung eines extern angeordneten Mikroprozessors erreicht werden.
Ein alternativer peristaltischer Pumpentyp ist ebenfalls vorteilhaft, da dieser hydraulische oder pneumatische Kraft verwendet, um die erforderliche peristaltische Wirkung zu erzeugen, und er, wie vorstehend beschrieben, durch einen extern angeordneten Mikroprozessor gesteuert werden kann. Eine Anordnung dieses Typs nutzt eine ringförmige Hülse, die eine Druckkraft entlang ihrer Länge befördert, um den Blutfluß in dem Gefäß zu unterstützen.
Ein Ausführungsbeispiel der persitaltischen Pumpe umfaßt einen Mantel, eine Hülse oder einen Bund, der bzw. die im Gebrauch die Pfortader umgibt. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel umfaßt die peristaltische Pumpe eine Mehrzahl von aufblasbaren Elementen, die so angeordnet sind, daß sie auf dem Gefäß liegen oder das Gefäß zwischen ihnen angeordnet ist. Bei beiden Ausführungsbeispielen wird die Vorrichtung vorteilhaft beispielsweise durch einen Mikroprozessor gesteuert. Die Fluidquelle ist vorzugsweise eine Druckluftquelle und kann durch einen Luftverdichter bereitgestellt werden, der sich außerhalb des Körpers des Patienten befindet. Dieser kann auf gleicher Höhe mit der Haut nahe der Pfortader angeordnet sein. Ein Drucksensor befindet sich an der Oberfläche der Pfortader und ist mit dem Mikroprozessor verbunden. Wenn der Druck in diesem Teil der Pfortader zwischen der Pumpe und der Leber 15 mm Hg übersteigt, aktiviert der Mikroprozessor den Luftverdichter und die pneumati sche Pumpwirkung. Dies verringert den Druck in dem Teil der Pfortader zwischen dem Darm und der Pumpe, was wiederum zu einem Blutungsstillstand aus den Ösophagusvarizen führt.
Des weiteren wird der Druck in dem Abschnitt der Pfortader zwischen der Vorrichtung und der Leber erhöht, was zu einem erhöhten Blutfluß in die zirrhotische Leber führt, trotz des hohen Blutflußwiderstands. Dies sollte wiederum die Entgiftung des Blutes unterstützen, bevor gastrointestinale Produkte die systemische Blutversorgung erreichen, was zu einer Verbesserung oder Verhinderung einer hepatischen Enzephalopathie führt.
Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung ist eine Pumpe zur Unterstützung des Blutflusses in einem Blutgefäß bereitgestellt, wobei die Pumpe ein Gehäuse umfaßt, das im Gebrauch so angeordnet ist, daß es das Gefäß ringförmig umgibt, wobei das Gehäuse eine Mehrzahl von flexiblen, aufblasbaren Behältern, die in Kontakt mit dem Gefäß befestigt werden, und Einrichtungen zum sequentiellen Aufblasen und Entlüften der Behälter enthält, um so eine peristaltische Pumpwirkung zu erzeugen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung umfaßt die Pumpe (1) ein Gehäuse, das um das Gefäß paßt, wobei das Gehäuse aus zwei oder mehr auseinandernehmbaren Teilen geformt ist, um die Anbringung des Gehäuses um das Blutgefäß zu erleichtern, (2) mindestens zwei aufblasbare Elemente, die in dem Gehäuse so angeordnet sind, daß sie im Gebrauch das Gefäß berühren und darauf einwirken, (3) Einrichtungen zum unabhängigen Zuführen eines Fluids an jedes der aufblasbaren Elemente sowie (4) Einrichtungen zum Steuern der Fluidzufuhr an die aufblasbaren Elemente, um so das Aufblasen und Entlüften jedes der Elemente gemäß eines vorgegebenen Fluidströmungsmusters zu ermöglichen.
Bevorzugt ist eine Vorrichtung des eben beschriebenen Typs in mindestens zwei und typischerweise drei ringförmige Segmente oder fingerförmige Elemente unterteilt, von denen jedes seine eigene Druckluftversorgung hat und individuell beispielsweise von einem Mikroprozessor gesteuert wird.
Der Mantel kann aus zwei miteinander verbundenen halbmondförmigen Schalen geformt sein, die an ihrem Rand aneinander befestigt werden können, um einen abgeflachten zylindrischen Mantel zu formen, der den ovalen Abschnitt des Pfortader umgibt. Eine derartige Form ist vorteilhaft, da Druckpulse, die über den Mantel an die Pfortader angelegt werden, dazu neigen, die zwei "Seiten" der ovalen Ader platt zusammenzudrücken. Darüber hinaus ist die Anbringung des Mantels an der Pfortader am freien Rand des Omentum minimus (kleines Netz) chirurgisch äußerst einfach, im Gegensatz zum individuellen Zerlegen der Pfortader. Vorzugsweise ist die Außenfläche eines derartigen Mantels halbfest, bevorzugt silastisch, und die Innenfläche (die die Außenwand der Pfortader im Gebrauch berührt) membranartig, um das Gewebe der Pfortader nicht zu beschädigen.
Wenn der Mantel drei Segmente oder Elemente umfaßt, können diese so gesteuert werden, daß jedes als Ventil arbeitet, wodurch das Blut nur in eine Richtung fließen kann. Die drei Segmente werden so angeordnet, daß sie nacheinander auf eine vorgegebene Weise arbeiten, so daß die Pfortader massiert wird, um das Blut unidirektional zur Leber zu lenken. Eine Vielzahl von Segmentkonfigurationen und Steueranordnungen ist möglich. Beispielsweise können alle drei Segmente im wesentlichen identisch sein, oder das mittlere Segment kann das größte sein. Das Steuersystem bläst das Segment (oder die Manschette) entweder auf oder entlüftet es, um die erforderliche Steuerung bereitzustellen. Es wird derzeit davon ausgegangen, daß ein Blutfluß von bis zu 1,8 Liter pro Minute von der Pfortader in die Leber durch eine derartige Vorrichtung möglich sein sollte. Dies steht im Kontrast zu Situationen, in denen als Folge einer schweren Zirrhose der Blutfluß durch die Leber tatsächlich umgekehrt wird.
Ein derzeit bevorzugtes Ausführungsbeispiel nutzt drei Segmente, die alle die gleiche Größe haben. Eine Betriebsfolge eines derartigen Drei-Segment-Mantels ist wie folgt, wobei Segment 1 das am weitesten distale und Segment 3 das am weitesten proximale Segment bezogen auf die Leber ist (d. h. Segment 1 ist stromabwärts und Segment 3 stromaufwärts bezogen auf die Richtung des Blutflusses zur Leber angeordnet):
wobei I = aufgeblasen und D = entlüftet. Andere Reihenfolgen sind möglich vorausgesetzt, daß die Unidirektionalität des Blutflusses aufrechterhalten wird. Dieselbe Reihenfolge kann bei drei fingerähnlichen Elementen anstelle der drei ringförmigen Manschetten verwendet werden.
Es ist ersichtlich, daß Kammer 1 (das distale Segment) als Ventil arbeitet, das Blut nur in Richtung der Leber fließen läßt. Wenn dieses Segment aufgebläht ist, wird die gewünschte Pumpwirkung durch Aufblasen des zentralen Segments (Segment 2) erreicht, während das proximale Segment 3 immer noch entleert ist. Diese Tätigkeit pumpt Blut zur Leber. Als nächstes wird Segment 3 aufgeblasen. Dann werden alle drei Segmente entlüftet, wonach Segment 1 aufgeblasen wird, während die Segmente 2 und 3 entleert bleiben, wodurch die Pumpe für den nächsten Zyklus vorbereitet wird. Da eine Vorrichtung dieses Typs einen minimalen chirurgischen Eingriff und keinen direkten Kontakt mit Blut umfaßt, kann die Verwendung von gerinnungshemmenden Substanzen nicht erforderlich sein.
Es wird davon ausgegangen, daß ein derartiger Drei-Kammer- Mantel so gesteuert werden kann, daß er ungefähr 60 Zyklen pro Minute durchläuft, obwohl es bevorzugt ist, den Betriebsdruck und die Betriebsfrequenz durch einen Mikroprozessor zu steuern. Die erfindungsgemäße Vorrichtung umfaßt außerdem Drucksensoren, die (im Gebrauch) der Pfortader zugeordnet sind. Eine derartige Vorrichtung kann einen Mikroprozessor umfassen, wobei in diesem Fall die Sensoren dazu verwendet werden, dem Mikroprozessor Informationen zuzuführen, der dann den Betrieb der Vorrichtung in Übereinstimmung mit den vorherrschenden Druckverhältnissen in der Pfortader steuert.
Eine pneumatisch betriebene Ausführungsform, wie etwa die oben beschriebene, kann Luftzufuhrleitungen für jedes Segment des Mantels haben, die durch den Körper eines Patienten zur Außenseite treten, wo sie mit einem Luftverdichter verbunden sind. Da der Mantel vollständig geschlossen ist, besteht keine Notwendigkeit reine Luft zu verwenden, der Verdichter kann einfach Umgebungsluft aufnehmen und diese den Segmenten des Mantels zuführen.
Ein weiteres Merkmal von pneumatisch betriebenen Mänteln der eben beschriebenen Art besteht darin, daß der Betrieb des Mantels in einem Notfall leicht durch Abschneiden der Luftzufuhrleitung(en) von dem Verdichter unterbrochen werden kann. Dies stellt ein wesentliches Sicherheitsmerkmal dar. Außerdem führt ein plötzlicher Druckabfall in einem der Segmente (was auf eine Perforation des Segments zurückzuführen sein könnte) zu einem Stopp der Pumpe. Eine sofortige Beendigung der Pumpwirkung unter solchen Umständen verhindert, daß Luft in die Bauchfellhöhle eingeführt wird.
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel wird ein Abschnitt der Pfortader entfernt und durch einen Mantel ersetzt, der die vorstehend unter Bezugnahme auf einen extern angelegten Mantel beschriebene Form haben kann. Alternativ kann eine ringförmige Ein-Kammer-Prothese mit einer einzelnen Luftzufuhrleitung verwendet werden, jedoch in Verbindung mit Ein-Weg-Ventilen an beiden Enden des Mantels. Bei dieser Anordnung wird durch die Injektion von Luft Blut vorwärts in die Leber gepumpt und durch Entlüften kann Blut aus dem Abschnitt der Pfortader zwischen dem Darm und der Vorrichtung in die Vorrichtung fließen. Da bei dieser Anordnung ein direkter Kontakt zwischen der Vorrichtung und dem Blut besteht, wird vorzugsweise ein Antikoagulans verwendet.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung kann ständig oder mit Unterbrechungen von einem Patienten verwendet werden, wobei es manchmal vorteilhaft sein kann, die Vorrichtung alle 24 Stunden über einen Zeitraum von beispielsweise zwei, vier oder acht Stunden zu betreiben. In jedem Fall werden derartige Gesichtspunkt nach Beratung mit dem Chirurgen des Patienten entschieden. Klinische Gesichtspunkte werden ebenfalls mit einbezogen, um zu bestimmen, ob die Vorrichtung in situ belassen und nach und bei Bedarf verwendet wird (bezogen sowohl auf eine tageszyklische Betriebsweise als auch auf eine Langzeitanwendung, z. B. Betrieb der Vorrichtung für vier Stunden alle 24 Stunden über einen Zeitraum von vierzehn Tagen, gefolgt von sieben Tagen ohne Anwendung). Es ist auch möglich, die Vorrichtung nach einem Behandlungszyklus zu entfernen und die Vorrichtung zu einem späteren Zeitpunkt im Falle einer Regression wieder anzuwenden.
Erfindungsgemäß umfaßt die Vorrichtung zwei Drucksensoren und wahlweise einen Mikroprozessor zur Steuerung ihrer Funktionsweise. Ein Sensor ist so angeordnet, daß er den vorherrschenden Druck in dem Segment der Pfortader zwischen der Vorrichtung und dem Darm erfaßt, wobei der zweite Sensor so angeordnet ist, den in dem Segment der Pfortader zwischen der Vorrichtung und der Leber vorherrschenden Druck zu erfassen. Wenn beispielsweise der durch den ersten Sensor erfaßte Druck 15 mm Hg übersteigt, betätigt der Mikroprozessor die Vorrichtung, wenn dagegen dieser Druck unter 15 mm Hg fällt, stoppt der Mikroprozessor die Pumpwirkung der Vorrichtung. Auf ähnliche Weise reagiert der Mikroprozessor, wenn der durch den zweiten Sensor (zwischen Vorrichtung und Leber) erfaßte Druck 100 mm Hg übersteigt, indem er die Pumpwirkung der Vorrichtung abschaltet, wodurch der sich aus dem Ausgang des ersten Sensors ergebende Steuerbefehl überlagert wird. Dies verhindert inakzeptabel hohe Drücke in dem Segment der Pfortader, das zur Leber führt. Die Arbeitsweise der Pumpvorrichtung wird dann wiederhergestellt, wenn der durch den zweiten Sensor erfaßte Druck unter 100 mm Hg fällt, vorausgesetzt daß der durch den ersten Sensor erfaßte Druck 15 mm Hg übersteigt. Es versteht sich, daß der vorstehende genannte Druck nur als Beispiel dient und die erfindungsgemäße Vor richtung vorzugsweise so ausgelegt ist, daß sie so programmiert werden kann, daß sie auf jeden gewünschten Grenzdruck nach Ermessen des Chirurgen reagiert.
Es wird davon ausgegangen, daß sich die Erfindung bei anderen human- oder veterinärmedizinischen Zuständen, die eine erhöhte Impedanz des Blutflusses umfassen, z. B. Herzischämie und Atherosklerose der Nierenarterie sowie Ischämie der Gliedmaßen und des Gehirns und pulmonale Hypertonie, anwenden läßt. Sie kann außerdem bei der Erleichterung von Bauchwassersucht (Aszites) Anwendung finden.
Die Wirkung der Pumpe auf die Leberpfortader oder das Leberläppchen (freier Rand des Omentum minimus) verursacht gemäß einem Aspekt der Erfindung eine Reduktion des Pfortaderdrucks und entlastet somit wahrscheinlich die Ösophagusvarizen. Diese Reduktion des Pfortaderdrucks kann außerdem Blutungen im Bereich der Eingeweide verringern, was bei der Intestinalchirurgie von Vorteil sein könnte.
Zum besseren Verständnis des Erfindung und zur Veranschaulichung wie diese in die Praxis umgesetzt werden kann, wird nun beispielhaft auf die begleitenden Zeichnungen eingegangen, wobei
Fig. 1a-c eine erfindungsgemäße Pumpe zeigen;
Fig. 2a-d die Verengung und Aufweitung der Pfortader durch eine durch eine einzelne aktive Einheit zeigen;
Fig. 3 eine vorgeschlagene Sequenz der Aufweitung und Verengung der Pfortader zeigt;
Fig. 4 schematisch die Steuerkreise und Kraftleitungen in einem Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt;
Fig. 5 eine schematische Darstellung der zum Definieren der Richtung des Flüssigkeitsstromes verwendeten Ein richtung zeigt, wenn diese durch eine erfindungsgemäße Pumpe angetrieben wird;
Fig. 6 eine schematische Darstellung der zum Definieren der Erhöhung des Pfortaderdrucks verwendeten Einrichtung zum Erhöhen des Ausstoßes einer erfindungsgemäßen Pumpe zeigt;
Fig. 7 ein Diagramm ist, das den Ausstoß gegenüber dem Pfortaderdruck des simulierten Leberbetts ohne Pumpwirkung zeigt;
Fig. 8a + b Chronogramme und Sequenzen der Druckbeaufschlagung und -entlastung der SAS- und ECHELON-Zyklen zeigen;
Fig. 9 Chronogramme der SAS-Zyklen und der drei ECHELON- Zyklen zeigt, getestet zwei erfindungsgemäßen Pumpen;
Fig. 10 ein Diagramm ist, das einen Vergleich der Leistungen der SAS-, ECH1-, ECH2- und ECH3-Zyklen zeigt, getestet an einer Pumpe gemäß einem Aspekt der Erfindung;
Fig. 11 ein Diagramm ist, das die Zyklusdauer gegenüber dem Ausstoß der zwei getesteten Pumpen zeigt;
Fig. 12a + b Diagramme sind, die die Vergleichsleistungen der zwei getesteten Pumpen zeigen;
Fig. 13 eine schematische Darstellung der zum Testen der Pumpen verwendeten Einrichtung mit simulierten Kollateralästen ist; und
Fig. 14a + b Diagramme sind, die die Vergleichsleistungen der zwei getesteten Pumpen mit einem simulierten Kollateralast zeigen.
Bezugnehmend zunächst auf Fig. 1 umfaßt die erfindungsgemäße Pumpe 1 ein starres Gehäuse 2, das ringförmig ein Gefäß 3 umgibt. Das Gefäß enthält eine durch die Pumpe 1 zu transportierende Flüssigkeit. Das Gehäuse 2 kann aus einem starren transparenten Kunststoffmaterial gefertigt sein und ist in zwei Abschnitte (Fig. 1a) unterteilt, so es um das Gefäß 3 angebracht werden kann. Diese zwei Abschnitte werden dann mittels einer Schelle, eines Bolzens oder anderen Verbindungseinrichtungen zusammengefügt. In dem Gehäuse sind zwei oder mehr, in diesem Fall drei, Paare paralleler, aufblasbarer Luftsäcke (Ballonetts) 4 untergebracht. Diese Luftsäcke 4 sind aus einem flexiblen Kunststoffmaterial hergestellt und mit einer Druckquelle (nicht gezeigt) durch Kanäle 5 verbunden. Die Druckquelle kann pneumatisch oder hydraulisch sein, obwohl Druckluft bevorzugt ist, da sie eine kürzere Ansprechzeit hat und das Ausmaß des Übergangs an Kraft in Wärme geringer ist.
Wie in Fig. 2 gezeigt, liegt das Paar Luftsäcke 4 auf jeder Seite des Gefäßes 3, so daß der Druck, der durch den Kanal 5 strömt und in ein Luftsack eintritt, ein Aufblasen der Luftsäcke und somit eine Verengung des Gefäßes 3 bewirkt. Umgekehrt bewirkt eine Druckentlastung des Luftsacks, daß das Gefäß seine Form wieder einnimmt. Die Druckentlastung kann passiv sein oder mittels einer Vakuumpumpe erfolgen.
Die Pumpe hat zwei oder mehr Paare Luftsäcke 4, so daß ein sequentielles Aufblasen und Entlüften jedes Paares eine Verengung des Gefäßes 3 bewirkt und somit die darin enthaltene Flüssigkeit gepumpt wird (Fig. 3).
In Fig. 4 ist die Einrichtung gezeigt, durch die die Pumpe 1 reguliert und gesteuert werden kann. Der von einem Verdichter 7 erzeugte Druck wird durch einen Druckverminderer 8 reguliert bevor er über Mikroelektroventile 9 in die Pumpe 1 eintritt. Das Entlüften der Luftsäcke 4 wird durch einen Vakuumspeicher 10 reguliert, der eine stabile beständige Entlüftung gewährleistet. Die Mikroelektroventile steuern den Flüssigkeitsstrom und werden von einem Mikroprozessor 11 und einem Mikrocomputer bzw. einer Software 12 gesteuert. Der Mikrocomputer 12 wird dazu verwendet, den Zyklus der Druckbeaufschlagung zu definieren, wobei der Mikroprozessor 11 die Elektroventile 9 überwacht, so daß ein genauer Zyklus erreicht wird. Tatsächlich kann die Zyklusdauer zwischen 0,251 Sekunden und 10 Sekunden liegen, mit einer Genauigkeit von 1.000stel einer Sekunde.
Das Aufblasen der Luftsäcke bewirkt ein progressives externes Zusammendrücken des Gefäßes 3 und ist somit besonders gut dafür geeignet, das Pumpen von Blut in Gefäße, wie etwa Venen, Adern, Gänge und Arterien, zu unterstützen. Die Verwendung der Pumpe wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Leberpfortader beschrieben, wobei es sich jedoch versteht, daß die Erfindung allgemein anwendbar und nicht auf diesen speziellen Anwendungsbereich beschränkt ist. Wie bereits erwähnt, übt die Pumpe eine progressive externe Kompression auf ein Gefäß aus, was Verletzungen der Gefäßwand und vollständigen Gefäßverschluß, die schädlich sein können, verhindert. Im Gebrauch können die Luftsäcke quer zum Blutstrom oder bevorzugt senkrecht dazu angeordnet sein.
Die Eigenschaften einer vorstehend beschriebenen Pumpe können anhand eines Modells des Leberkreislaufs dargestellt werden. Die Pfortader ist maßstabgerecht durch einen Kanal aus flexiblem Plastisol mit einem Innendurchmesser von 20 mm und einem Außendurchmesser von 22 mm dargestellt.
Die Leistung der Pumpe hängt von den folgenden Parametern ab:
ρ - Flüssigkeitsdichte
u - dynamische Viskosität der Flüssigkeit
g = 9,81 ms&supmin;² - Beschleunigung im Gravitationsfeld
ΔQv - Ausstoßänderung
ΔH - Ladungsänderung
ΔP = - ρ.g.ΔH - Druckänderung
R = ΔP/ΔQV - hydraulischer Widerstand; in einem starren Kanal mit einem Durchmesser d und einer Länge 1, für eine newtonsche Flüssigkeit in einem laminaren Strömungsbereich
R = 128.u.l/π.d&supmin;&sup4;
P = ρ.g.ΔQV.ΔH
oder P = ΔQV.ΔP - nutzbare, von dem Beschleuniger an die Strömung übertragene Kraft.
In den Tests wurde Wasser anstelle von Blut verwendet, da ihre Dichten (p) sehr ähnlich sind (Wasser = 1000 kg/m³, Blut = 1060 kg/m³). Diese Ähnlichkeit bedeutet, daß die übertragene Energie bei beiden Flüssigkeiten im wesentlichen gleich ist, wobei jedoch angenommen wird, daß a) Ausstoß und Flüssigkeitsdruck dieselben nominalen Werte wie unter physiologischen Bedingungen haben und b) hydraulischer Widerstand und Gefäßwiderstand gleich sind. Somit kann das Lebergefäßbett zum Testen der Pumpe simuliert werden, obgleich der Effekt des Leberarterienkreislaufs, das Compliancephänomen und das Phänomen des Öffnens von Bereichen im Widerstandsbett sowie das Verhalten von nichtnewtonschem Blut in den Kapillaren nicht simuliert werden kann.
Fig. 5 zeigt schematisch die zum Definieren der verschiedenen Eigenschaften der Pumpe verwendete Einrichtung. Insbesondere die Richtung der Wasserströmung kann durch Verwendung von gefärbten Flüssigkeitstracern, die stromaufwärts von der Pumpe in die Einrichtung eingespritzt werden, sichtbar gemacht werden und der Ausstoß kann anhand der Zeit, die benötigt wird, um ein Standardvolumen zu füllen, genau berechnet werden.
Im folgenden werden Experimente und Ergebnisse beschrieben, die durch eine Vergleichsstudie der Leistung von zwei Pumpen erhalten wurden, wobei jede Pumpe drei Luftsackpaare aufweist, die jedoch in ihrer Größe variieren, wobei das erste (A) größer als das zweite Paar (B) ist. Wie bereits erwähnt, zeigt Fig. 5 schematisch die in diesem Fall verwendete Einrichtung, um die Richtung der Wasserströmung mit und ohne Pumpwirkung zu bestimmen. In Phase 0, ohne einen Druckgradienten zwischen einem Ende der Leitung und dem anderen, ist der Pfortaderausstoß (Qvpo) Null. Wenn die Pumpe arbeitet, wie in Phase 1 gezeigt, fließt Wasser zu dem Bereich des Leberwiderstands (Rhep), obwohl der Strömungswiderstand in dieser Richtung größer ist.
Fig. 6 zeigt die Einrichtung, die verwendet wird, um herauszufinden um wie viel der Ausstoß durch die Wirkung der Pumpe erhöht wird. Fig. 7 zeigt wie eine Erhöhung des Leberpfortaderdrucks Hp eine Erhöhung des Ausstoßes Qv beeinflußt, ohne daß die Pumpe verwendet wird. Hpav1 ist der Pfortaderdruck, der erzeugt werden muß, um den Ausstoß Qvp1 bei ruhender Pumpe wieder herzustellen.
Bezugnehmend auf die Fig. 8a und b kann die Effektivität der SAS- und ECHELON-Zyklen bewertet werden. Wie ersichtlich ist, garantiert der SAS-Zyklus eine Ein-Weg-Strömung der Flüssigkeit und verhindert jedes Zurückströmen, hat jedoch den Nachteil daß er einen völligen Gefäßverschluß einschließt und somit das Risiko einer Gefäßwandbeschädigung. Er umfaßt des weiteren viele Sequenzen und kann nur ein geringes Flüssigkeitsvolumen transportieren. Der ECHELON-Zyklus kann keine Verhinderung eines Zurückströmens garantieren, fördert jedoch eine Wellenverstärkung ohne derart viele Sequenzen des Aufblasens und Entlüftens und ohne die Notwendigkeit eines Gefäßverschlusses. Chronogramme der verschiedenen Testzyklen sind in Fig. 9 gezeigt und Fig. 10 zeigt einen Vergleich der Leistungen bei jedem dieser Zyklen. Wie ersichtlich ist, ist der ECH3-Zyklus effektiver, unabhängig von den Hpo- und Rhep-Werten. Dieser Zyklus wurde daher für eine weitere Studie der Eigenschaften der Pumpe verwendet.
Die optimale Dauer des Zyklus Tm, d. h. die Zeitdauer eines in Fig. 8b gezeigten, kompletten Zyklus, kann durch Verändern der Dauer von Zyklus T und Untersuchen des Ausstoßes Qvp gefunden werden. Fig. 11 zeigt wie die optimale Dauer Tm für beide Pumpen 1 und 2 gefunden werden kann, indem die Dauer von Zyklus T gegenüber dem Ausstoß Qvp grafisch dargestellt ist.
Wenn Tm definiert ist, kann die optimale Geschwindigkeit des Zusammendrückens durch Anwendung der folgenden Formel gefunden werden
Cm = d/Tm
wobei d der Abstand zwischen den Mittelachsen der Luftsäcke ist. Bei beiden Pumpen ist Cm praktisch identisch:
Cm1 = 22/0,5 = 44 mms&supmin;²
Cm2 = 13/0,3 = 43,3 mms&supmin;²
Die Fig. 12a und b fassen die in der nachfolgenden Tabelle 1 enthaltenen Daten für die zwei Pumpen zusammen, die durch Simulation des beschriebenen Leberkreislaufs getestet wurden. Tabelle 1
Es ist ersichtlich, daß die Erhöhung des Pfortaderausstoßes ΔQvp und der Maximalwert der übertragenen Kraft P bei niedriger Hypertonie erhalten wird. ΔH, der angewandte überschüssige Druck, steigt mit der Hypertonie.
Pumpe Nr. 2 ist am wirkungsvollsten bei gemäßigter Hypertonie, obwohl Pumpe Nr. 1 bei höherer Hypertonie wirkungsvoller ist.
Die Leistung der zwei Pumpen kann auch unter Verwendung einer Simulation des Kollateralasts (Simulation des Kollateralkreislaufs zwischen den systemischen und portalen Kreisläufen) gemessen werden. Die dafür verwendete Einrichtung ist in Fig. 13 gezeigt, wobei ein Ast mit einem Kollateralwiderstand Rc stromaufwärts der Pumpe plaziert ist. Die Ergebnisse der Pumpen 1 und 2 sind sowohl aus der folgenden Tabelle 2 als auch aus den Fig. 14a und 14b ersichtlich. Die Wirkung beider Pumpen führt zu einem erhöhten Pfortaderausstoß (ΔQvp), einem reduzierten Pfortaderdruck (ΔH) und einem reduzierten Fluß im Kollateralast (ΔQvc). Tabelle 2
Bei beiden Pumpen sind die Zunahme des Pfortaderausstoßes und die Abnahme des Pfortaderdrucks bei Hypertonie akzentuiert. Wiederum ist Pumpe 2 wirkungsvoller bei gemäßigter Hypertonie und Pumpe 1 bei hoher Hypertonie. Der Unterschied in der Wirksamkeit ist jedoch minimal und die Leistung der zwei Pumpen in diesen Tests sehr ähnlich.
Die Erfindung kann weiter anhand der folgenden Beispiele veranschaulicht werden:
Unsere neuartige Hypothese besteht darin, daß es möglich ist, den Pfortaderdruck in den Ösophagusvarizen durch Erhöhen des Pfortaderblutflusses durch die zirrhotische Leber zu reduzieren. Dies hätte den doppelten Vorteil, daß erneute Blutungen verhindert werden, ohne den Leberpfortaderfluß zu reduzieren. Um diese Hypothese zu testen, haben wir zwei Experimente erdacht. Das erste Experiment (Beispiel 1) bestand darin, das Verhältnis zwischen Pfortaderdruck und Leberpfortaderfluß bei einer zirrhotischen Rattenleber unter Verwendung des isolierten Leberperfusionsmodells zu untersuchen (Miller, L. L., Technique of liver perfusion. In: Bartosek, I., Guitani, A., Miller, L. L. eds. Isolated liver perfusion and its applications. New York: Raven Press, 1973: 11-52). Das zweite Experiment (Beispiel 1a) bestand darin, die Fähigkeit einer neuartig konstruierten Pumpe zu bewerten, den Leberpfortaderfluß zu verbessern und den Eingeweidepfortaderdruck bei Schweinen zu verringern.

Beispiel 1

Leberzirrhose wurde bei Sprague-Dawley-Ratten durch IP- Injektion von 0,3 ml Tetrachlorkohlenstoff in Mineralöl dreimal die Woche über 8 Wochen herbeigeführt. Zwei Wochen nach der letzten Injektion wurden die Bauchhöhle der Ratten geöffnet und der Pfortaderdruck durch direkte Punktur der Pfortader aufgezeichnet. Die Lebern wurden entfernt und in ein modifiziertes, isoliertes Perfusionssystem plaziert, wo der Perfusionsdruck zwischen 0 und 45 cm H&sub2;O variierte. Die Perfusionslösung war die sauerstoffangereicherte (O&sub2; 95% und CO&sub2; 5%), erwärmte (37ºC) Krebs-Albuminlösung (pH 7,40 ±0,05). Der Grundlinien- Pfortaderfluß wurden 20 Minuten lang gemessen, wobei der angewandte Pfortaderdruck dem vor dem Töten des Tieres gemessenen in vivo-Druck entsprach. Der Pfortaderfluß wurde dann in normalen und zirrhotischen Lebern über einen Zeitraum von 35 Minuten gemessen. Der Pfortaderfluß wurde 15 Minuten lang bei einem höheren Druck von entweder 25 oder 45 cm H&sub2;O gemessen. Die Zirrhose wurde histologisch bestätigt. Statistische Analysen wurden mittels des ungepaarten Student-Tests durchgeführt.
Bei den normalen kontrollierten Ratten (n = 15) betrug der Grundlinien-Pfortaderdruck 10,3 ± 0,67 cm H&sub2;O. Eine anschließende Erhöhung des Pfortaderdrucks auf 25 cm H&sub2;O bei 10 von diesen Ratten erhöhte den Pfortaderfluß von 3,38 ± 0,86 ml/min.gm&supmin;¹ auf 6,25 ± 1,2 ml/min.gm&supmin;¹ (P < 0,001) während eine Erhöhung des Pfortaderdruckes auf 45 cm H&sub2;O bei den anderen 5 Ratten den Pfortaderfluß von 2,23 ± 0,42 ml/min.gm&supmin;¹ auf 10,42 ± 1,42 ml/min.gm&supmin;¹ (P < 0,001) erhöhte.
Bei den zirrhotischen Ratten (n = 14) betrug der Grundlinien- Pfortaderdruck 13,1 ± 2,41 cm H&sub2;O. Er war im Vergleich zu dem Grundlinien-Pfortaderdruck bei normalen Ratten erheblich (P < 0,001) erhöht. Die Erhöhung des Pfortaderdruckes auf 25 cm H&sub2;O bei sechs dieser Ratten erhöhte den Pfortaderfluß von 2,32 ± 0,75 auf 3,97 ± 1,29 ml/min. gm&supmin;¹ (P > 0,05) während die Erhöhung des Pfortaderdruckes auf 45 cm H&sub2;O bei den anderen vier Ratten einen Anstieg des Pfortaderflusses von 1,64 ± 0,32 auf 4,50 ± 1,18 ml/min.gm&supmin;¹ (P < 0,001) bewirkte. Die histologische Untersuchung der normalen und zirrhotischen Lebern zeigte keinen Parenchymschaden nach dem erhöhten Pfortaderdruck.
Bei der normalen Leber wurde die Verdopplung des Pfortaderdruckes mit einer Verdopplung des Pfortaderflusses in Verbindung gebracht (eine 105%ige bzw. 360%ige Erhöhung des Pfortaderdrucks wurde mit einer 91%igen bzw. 383%igen Erhöhung des Pfortaderflusses in Verbindung gebracht). Bei der zirrhotischen Leber gab es ein ähnliches direktes Verhältnis (d. h. eine 88%ige bzw. 215%ige Erhöhung des Pfortaderdruckes wurde mit einer 72%igen bzw. 178%igen Erhöhung des Pfortaderflusses in Verbindung gebracht).
Daher wurde sowohl bei der normalen als auch bei der zirrhotischen Leber die Erhöhung des Pfortaderdruckes mit einer erheblichen Erhöhung des Pfortaderflusses in Verbindung gebracht.

Beispiel 1a

Zwei 70 kg schwere Schweine wurden anästhesiert und ihre Bauchhöhle geöffnet. Durch einen bilateralen Rippenbogenrandschnitt wurde die Pfortader aufgeschnitten. Der Pfortaderdruck wurden mittels Einführung einer Kanüle in eine Jejunumvene aufgezeichnet. Ein weiterer Katheter wurde durch eine andere Jejunumvene eingeführt und über die Pfortadergabelung hinaus vorgeschoben. Der Pfortaderfluß wurden kontinuierlich mit einem Gould- Statham-2202-Strömungsmesser unter Verwendung einer um den linken Hauptast der Pfortader angeordneten Sonde gemessen. Daraufhin wurden die Äste der Pfortader aufgeschnitten. Alle rechten und einer der linken segmentalen Pfortaderäste wurden unterbunden. Dies erhöhte des Pfortaderdruck bei dem ersten Schwein von 13 auf 24 mm Hg und bei dem zweiten Schwein von 12 auf 23 mm Hg. Es reduzierte außerdem den Leberpfortaderfluß von 950 auf 700 ml/min bei dem ersten Schwein und von 650 auf 180 ml/min bei dem zweiten Schwein.
In dieser Phase wurde eine Pumpe gemäß einem Aspekt der Erfindung um die Pfortader angebracht. Die Pumpe bestand aus einer luftgetriebenen Pumpe umfassend drei Ballonpaare, die in einer starren Schachtel untergebracht waren. Die drei Paare arbeiteten in einer zyklischen Reihenfolge, die durch einen Computer gesteuert wurde. Die Länge, Breite und Höhe der Ballons betrug 35 mm, 11 mm bzw. 10 mm. Die Zyklusdauer betrug 0,8 Sekunden. Der Druck in den Ballons wurde mit einem Kompressionsvakuumgenerator mit einem angewandten Druck von 0,32 bar erzeugt.
Die Messungen der Pfortaderdrücke und des Leberpfortaderflusses wurden bei beiden Schweinen bei sukzessiver Anwendung der Pumpe wiederholt. Statistische Analysen wurden mittels des gepaarten Student-Tests durchgeführt.
Fünf sukzessive Aktivierungen der Pumpe bei dem ersten Schwein reduzierten den Eingeweidepfortaderdruck von 23,7 ± 1,09 mm auf 19,7 ± 0,67 mm Hg (stromabwärts der Pumpe) (P < 0,01) und erhöhten den Pfortaderdruck stromaufwärts der Pumpe von 23,88 ± 0,54 mm auf 31,24 ± 2,54 mm Hg. Dies wurde mit einer Erhöhung des Pfortaderflusses von 693 ± 11 auf 842 ± 13 ml/min (P < 0,001) in Verbindung gebracht. Bei dem zweiten Schwein reduzierte die Aktivierung der Pumpe den Eingeweidepfortaderdruck (stromabwärts der Pumpe) von 21,75 ± 1,5 auf 18,5 ± 1,29 mm Hg und erhöhte den Pfortaderdruck stromaufwärts der Pumpe von 21,5 ± 1,91 auf 24,5 ± 2,51 mm Hg (P < 0,05). Dies wurde mit einer Erhöhung des Pfortaderflusses von 215 ± 73 auf 280 ± 70 ml/min (P < 0,001) in Verbindung gebracht.
Unsere in vitro-Studie zeigt, daß ein erhöhter Pfortaderdruck zu einem erhöhten Pfortaderfluß führt. Dies wurde sowohl bei normalen als auch bei zirrhotischen Lebern unter Verwendung des isolierten Perfusionsmodells beobachtet. Eine herkömmliche histologische Untersuchung dieser Lebern zeigte keine Parenchymschädigung nach kurzen Zeiträumen erhöhten Pfortaderdruckes.
Bei den erwähnten in vivo-Experimenten bei Schweinen (Beispiel 1a) mit Pfortaderhypertonie verringerte die Pumpe den Eingeweidepfortaderdruck und erhöhte gleichzeitig den Leberpfortaderfluß.

Claims

1. Pumpe (1) zum Verbessern des Blutflusses durch ein Blutgefäß entgegen einer durch eine Abnormalität verursachte, erhöhte Impedanz, die zumindest durch ihre Abmessungen und ihre Fließleistungskennwerte zur Verwendung in dem oder um das Blutgefäß herum dazu geeignet ist, den Blutfluß durch das Gefäß gegen eine durch die Abnormalität verursachte, erhöhte Impedanz zu verbessern, wobei die Pumpe (1) einen ersten Drucksensor zum Erfassen des Druckes stromaufwärts von der Pumpe (1) und einen zweiten Drucksensor zum Erfassen des Druckes stromabwärts von der Pumpe (1) umfaßt und die Pumpe (1) dafür ausgelegt ist, so zu arbeiten, daß der von dem ersten Sensor erfaßte Druck unterhalb eines ersten vorgegebenen Druckwertes aufrechterhalten wird, wobei der Betrieb der Pumpe (1) überlagert wird, wenn der zweite Sensor einen Druck erfaßt, der einen zweiten vorgegebenen Druckwert übersteigt, wobei der zweite vorgegebene Druckwert größer als der erste ist.

2. Pumpe nach Anspruch 1, wobei das Blutgefäß die Leberpfortader (Vena portae hepatis) ist.

3. Pumpe (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Pumpe dafür ausgelegt ist, den Betrieb nur aufzunehmen, wenn von dem ersten Drucksensor ein vorgegebener Minimaldruck erfaßt wird.

4. Pumpe (1) nach Anspruch 2 oder 3, die dafür ausgelegt ist, den Pumpbetrieb aufzunehmen, wenn der erste Drucksensor einen Druck von über 15 mm Hg erfaßt.

5. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 2 bis 4, die dafür ausgelegt ist, den Pumpbetrieb zu stoppen, wenn der zweite Drucksensor einen Druck von über 100 mm HG erfaßt.

6. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, die eine Gehäuse (2) umfaßt, das im Gebrauch so angeordnet ist, daß es das Blutgefäß ringförmig umgibt, wobei das Gehäuse (2) eine Mehrzahl von flexiblen, aufblasbaren Behältern (4), die in Kontakt mit dem Blutgefäß befestigt werden, und Einrichtungen (7, 8, 9, 10, 11, 12) zum sequentiellen Aufblasen und Entlüften der Behälter (4) enthält, um so eine peristaltische Pumpwirkung zu erzeugen.

7. Pumpe (1) nach Anspruch 6, wobei das Gehäuse (2) parallel zur Richtung des Blutflusses geteilt ist, so daß es um das Blutgefäß angeordnet werden kann.

8. Pumpe (1) nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Einrichtungen zum sequentiellen Aufblasen und Entlüften eine Druckquelle (7), einen Druckregler (8), einen Mikroprozessor (11) und einen Mikrocomputer (12) umfassen.

9. Pumpe (1) nach Anspruch 8, wobei die Einrichtungen zum sequentiellen Aufblasen und Entlüften ferner Mikroelektroventile umfassen.

10. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 6 bis 9, wobei das Gehäuse (2) aus einem im wesentlichen starren Kunststoffmaterial geformt ist.

11. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 6 bis 10, wobei die Behälter (4) aus einem im wesentlichen ausdehnbaren Kunststoffmaterial geformt sind.

12. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 6 bis 11, wobei die Behälter (4) im Gebrauch so angeordnet sind, daß sie parallel zueinander und senkrecht zur Richtung des Blutflusses liegen.

13. Pumpe (1) nach einem der Ansprüche 6 bis 12, bei der die Behälter (4) sequentiell, wie in der folgenden Tabelle gezeigt, aufgeblasen und entlüftet werden, wobei der Behälter 1 stromabwärts und der Behälter 3 stromaufwärts in bezug auf die Strömungsrichtung liegen, wobei I für Aufblasen und D für Entlüften steht:

14. Pumpe (1) nach Anspruch 1 oder 2, die eine archimedische Wasserschnecke zum Anordnen in dem Blutgefäß, oder einer Prothese zum Einführen in das Blutgefäß, oder zum Implantieren zwischen Abschnitte des Blutgefäßes umfaßt.