专利名称：静脉阀元件的制作方法
技术领域：
本发明领域涉及例如在患者心肺复苏(CPR)过程中使用的血液流动控制装置。
背景技术：
心搏骤停(SCA)在西方仍是死亡的主要原因之一。SCA之后所引发的全身缺血扰乱多种细胞进程，导致严重心搏骤停和死亡，除非可采取紧急医疗处理。已报告心搏骤停后存活率以心搏骤停时间后每分钟7至10%速度线性下降。从约4分钟开始，要求最低量灌注((PR或其它方式诱导)以支持细胞和器官直至采取其它处理(例如除颤)。CPR灌注即使正确实施仍处于非常低水平，估计为原心脏排血量的最高30%。此夕卜，CPR可产生血管内向前以及向后血液流动，以及产生容积滞留。CPR过程中缺血和心搏骤停因该现象而加重。CPR诱导流动异常为所谓荡流现象。在医学文献中，已经并正在探讨荡流发生的多种解释。一种理论认为心包膜内心腔同时收缩，迫使血液进入更低压力流入和流出管道， 所述运动完全沿压力梯度行进。另一理论认为胸部按压所诱导的整体胸内压力增加可导致胸腔中所有血管以及非血管组织的梯度。如果上游和下游血管系统均受压而闭合，这些压力将流动诱导到其它(局部)更低压力区域或仅诱导产生局部压力峰值而无流动。这引入时间灵敏度以及组织对压力波响应效应的特定因素。心房和心室的收缩可以或不可与心脏收缩同时作用。由于受到弥散在胸腔内的力的作用，中央静脉也非常可能萎陷。对胸内血管系统以及心腔的压力效应其时间灵敏度可诱导血容量从高压力区域向低压力区域或保护(例如容积)血管移动。血液集中在右心房流入道，既可向前(即进入/通过心脏)也可向后(即逆向进入下腔大静脉或甚至离开胸腔)移动，中央静脉和右心房中存在的血容量因此恰好往复移动而不是向前移动，血管内压力曲线相反提示。当荡流发生时，净向前血液流动量可能是低的或甚至没有。复苏的另一方面为给药(升压、抗心律失常药等)。这些药物需在中央循环内或经由中央循环提供到其作用点。其分布可受(周边)注入点位置和/或人工CPR过程中不佳灌注以及较短药物降解时间影响。确保中央可用性以确保通过有效向前流动的分布是可允许CPR进一步优化的一个方面。
发明内容
理想地是在CPR按压阶段减少或甚至避免(下腔)大静脉中逆向流动。此外，理想地是减少荡流现象以及血液滞留。理想地拟用于该用途的任一装置可简便并安全地插入。为解决这些问题和/或其它问题中的至少一个，提出血液流动控制装置。血液流动控制装置包括流动影响元件，所述流动影响元件布置成在心肺复苏过程中被放置在人体的大静脉中。所述流动影响元件响应于所述流动影响元件的上游区域与下游区域之间现有或预测的压力差可在无流动至低流动状态与流动状态之间控制，在所述无流动至低流动状态下，所述流动影响元件大体减少所述大静脉内的血液流动，在所述流动状态下，所述流动影响元件允许大体没有减少的血液流动。通常，在右心房与下腔大静脉之间没有自然瓣膜。腹腔郁血同样如此。对于以正常方式起作用的心脏，这通常并不是问题，因为呼吸和心动周期产生压力梯度，所述压力梯度导致下腔大静脉中血液流入右心房。但是，当心脏由外部按压驱动，不再能保证心房和心室收缩的正常精密谐调顺序。所提出的血液流动控制装置的流动影响元件可视为起到静脉阀作用。在也可称为减少流动状态的无流动至低流动状态下，流动影响元件大体限制或甚至阻塞下腔大静脉内血液流动。相反，在流动状态下，流动影响元件对血液流动仅应存在小流动阻力。当在CPR过程中对患者施加胸部按压时，右心房中压力波动。相对于流动影响元件，右心房通常在流动影响元件下游区域。流动影响元件另一侧例如腹部区域应视为流动影响元件上游区域。CPR按压所导致的右心房(或在另一位置)中压力波动可用于使流动影响元件的状态切换操作同步。这可通过测量上游区域与下游区域之间的现有压力差或预估预测压力差而实现。确实可能基于前述测量或通过评估压力差随时间变化的趋势而预测压力差。如果压力差能够被充分可靠地估计，则其可能预期流动影响元件的状态切换动作，由此提高血液流动控制装置的效率。也理想地是，血液流动控制装置具有关于按压探测的良好灵敏度，并提供一定程度的可调整性。这些问题和/或可能的其它问题由还包括按压传感器和控制单元的血液流动控制装置解决。按压传感器布置为探测与心肺复苏状况相关的按压。控制单元与按压传感器和流动影响元件连接。控制单元通过按压传感器探测胸内压力变化或胸壁移动或按压，并向流动影响元件发送信号导致流动影响元件呈无流动至低流动状态。按压传感器便于可靠探测CPR过程中进行的按压。控制单元从按压传感器接收并处理测量值，以导出流动影响元件的驱动信号。控制单元可具有一个或多个可调节参数，例如阈值或延迟。通过调节控制单元的某些参数，可获得血液流动控制装置的更优化运行。理想地按压传感器可测量与按压相关的物理量。在一个实施例中，通过按压传感器解决该问题，所述按压传感器布置为测量按压力和/或胸部位移和/或胸内压力变化和 /或血管内流动。所述提出的物理量具有施行按压相关的机械或流体动力特性。此外理想地，在紧急情况下可能采用血液流动控制装置并将其可简便安全地插入。在一个实施例中，通过还包括导管的血液流动控制装置解决该问题和/或可能其它问题，且其中按压传感器放置在导管末端。导管例如可经由股静脉(股骨套管)插入。将按压传感器放置在导管末端使得按压传感器位于当按压传感器放置在导管末端时通常可检测到施行胸部按压的效果的位置。按压传感器集成在流动影响元件附近的导管末端。仅需进行一个插入步骤用于将流动影响元件和按压传感器安放在预定点。于是，血液流动控制装置快速准备好操作。导管末端可与流动影响元件隔开，使得按压传感器放置在靠近心脏处或甚至右心房内。根据位置和用户偏好，同样理想地将按压传感器与血液流动装置其余部分独立地放置。在一个实施例中，提出按压传感器布置为放置在患者体外。例如，压力敏感垫可安放在患者胸骨上，使得在救助者手掌与患者或伤者胸部之间的接触之处可直接测量时间敏感的按压力/位移曲线。血液流动控制装置也可能包括多种按压传感器，例如内部按压传感器和外部按压传感器。血液流动控制装置的控制单元则可分析内部和外部按压传感器的测量值。在一个实施例中提出按压传感器布置为安放在胸腔内。同样理想地是能够测量关键生理参数，这可使通过该反馈模态以识别并修正低质量胸部按压(例如力、位移)。在一个实施例中，该问题由还包括生理传感器和化学传感器中至少一个的血液流动控制装置所解决。生理传感器布置为测量重要生理参数。化学传感器布置为测量生物化学参数。测量涉及与CPR活动相关的诸如血液气体(Pv02、PvC02)、pH值、血压、血液流动量等的灌注的参数则是理想的。根据所寻求参数值，生理传感器和/或化学传感器可安放在胸腔内或体外的导管末端。此外理想地，血液流动控制装置可以高效方式安放在大静脉中。在一个实施例中， 通过流动影响元件解决该问题，所述流动影响元件包括可膨胀元件或尖头形状装置。可膨胀元件或尖头形状装置对血管的内部型式提供良好的适用性。于是，可大体防止或减少血管壁与流动影响元件之间的泄漏，同时可限制或避免血管壁创伤。(收缩的)可膨胀元件和尖头形状元件也相对简便地从其插入点前进到恰在右心房外侧的最终位置。为此，在从插入点到流动影响元件拟安放的血管节段的输送过程中可膨胀元件是收缩的。尖头形状装置可具有足够柔韧性以使其型式适用于输送过程中其穿过的静脉。在一个实施例中，提出血液流动控制装置还包括压力源以及将压力源与可膨胀元件或尖头形状装置连接的管道，以便使可膨胀元件收缩和/或膨胀，或用于手动调整尖头形状装置型式。通过使用压力源，可以半自动或自动方式进行收缩和膨胀。当收缩和膨胀也用于使流动影响元件的状态在无流动至低流动状态与流动状态之间切换时，这是有用的。 压力源可为泵或高压力储存器。压力源也可通过一个或多个控制阀与管连接。同样理想地，可足够快速地进行流动影响元件流动状态的切换动作，使其可与给予胸部按压(或更具体地，对大静脉和右心脏操作时的胸内压力变化)同步。在一个实施例中，该问题通过包括功能阀的流动影响元件解决。根据功能阀设计，其响应足够快，使得每个按压周期阀打开并闭合一次。例如，阀可为蝶形设计或瓣片设计。此外，如果流动影响元件包括阀，流动影响元件安放不会或仅微小地受切换动作影响。换言之，在此情况下安放功能大体与流动状态控制功能分离。此外理想地，在某些情况下能够主动地控制流动状态切换。在一个实施例中，通过还包括具有第一管腔的导管的血液流动控制装置解决该问题，所述第一管腔用于将驱动信号传递到流动影响元件，以便在非流动到低流动状态与流动状态之间控制流动影响元件。 第一管腔可包含用于将压力源与可膨胀元件连接的管道，或第一管腔和管道可重合。此外理想地，在CPR过程中仅需一个(最少)侵入介入。这也适用于在心肺复苏之前或过程中给药的需要。在CPR过程中涉及给药的另一问题为血液灌注在心搏骤停期间通常较低。因此可认为这有助于更高效地将药物直接输送到所需身体部位。在一个实施例中，通过所述导管解决该问题和/或其它问题，所述导管还包括至少第二管腔，所述第二管腔布置为用于将物质输送到邻近流动影响元件的位置。流动影响元件通常安放在靠近心脏处。这是在CPR过程中可预期至少一些血液灌注的身体部分。此外，在CPR过程中通常要求给药以刺激心脏，并通过心脏到周边作用点(例如小动脉)，如果药物输送到靠近到心脏或直接到心脏，可使更快并且更高效地与药物作用。基于其预期用途(例如在野外急救时，与医院环境用途不同)以及用户偏好，理想地，血液流动控制装置可避免复杂性而仍对其性能提供满意的用户和技术控制。在一个实施例中，通过以止回阀方式工作的流动影响元件解决该问题。止回阀由其上游侧及其下游侧压力以大体自我调节的方式控制。使流动影响元件以止回阀方式起作用，不必在体外具有大量附加装置。可选地，如果梯度足以用于该用途，无需主动元件用于止回阀运转，所述止回阀需要例如电池等某种能量源。此外理想地，将自动心肺复苏装置与如上所述血液流动控制装置组合。在一个实施例中，通过血液流动控制装置解决该问题，所述血液流动控制装置还包括用于从自动心肺复苏装置接收控制信号的控制信号接口。控制信号导致流动影响元件以与自动心肺复苏同步的方式在无流动至低流动状态与流动状态之间切换。目前常使用的自动心肺复苏装置用于长期生命维持。为长期生命维持，理想地使血液灌注保持在充分水平以维持生命器官灌注。其原因是供血较差的器官可被严重损坏，特别是脑部。根据此处所公开内容血液流动控制装置能够改善血液灌注性能。在自动CPR情况下，按压频率通常为有规律的且相对于频率在有限范围内，所述按压频率可非常准确地控制而使得流动影响元件的流动状态切换动作可为时间同步。相移以此方式应用到切换动作，这例如可校正在无流动至低流动状态与流动状态之间的过渡时间。这可能使恰好在按压阶段之前开始无流动至低流动状态。在一个实施例中，提出流动影响元件布置为通过例如股骨套管方式等经皮方式引入大静脉。股骨套管为(最小)侵入方式，所述方式设定为非常适于在大静脉中插入血液流动控制装置的目的。可供选择地，可设想开放技术(例如切开方式)。该技术非常适于受控以及较弱受控环境，可进行而不会中止(自动)心肺复苏，且具有有限范围的内在风险。同样理想地，当恢复自然循环时或在未给予胸部按压的时刻或时间段，血液流动控制装置根据情况作出反应。在一个实施例中，通过流动影响元件解决该问题，当实现恢复自发循环(ROSC)时或当胸部按压暂停或停止时，所述流动影响元件保持为流动状态。这可通过限定流动影响元件的静止或休止状态实现，例如通过以相应方式控制驱动器或通过弹性地促使流动影响元件至流动状态位置或形状。当恢复自然血液灌注时，流动影响元件不会干扰血液流动，特别是当不再给予胸部按压时在自然但低流动状况下，这可控制流动影响元件的切换动作。具有良好限定的流动影响元件静止位置或静止形状可防止血液流动控制装置对自然血液灌注有不利作用。可在血液流动装置中实现上述多个或所有特征。这种血液流动控制装置可通过减少逆向血液流动而提高血液灌注，它可能便于给药，和/或可包括用于测量CPR质量和个性化的传感器。此处所公开内容也可用于血液流动控制方法。一种血液流动控制方法可包含以下动作心肺复苏过程中在人体大静脉中放置流动影响元件；其中，流动影响元件响应于所述流动影响元件的上游区域与下游区域之间现有或预测的压力差可在无流动至低流动状态与流动状态之间控制。所述方法还可包括与针对血液流动控制装置在说明书和/或权利要求中描述的特征相应的动作。此处所公开内容也可用于计算机程序产品，所述程序产品包括用于控制血液流动控制装置的处理器的指令。计算机程序产品还可包括与针对血液流动控制装置在说明书和/或权利要求中描述的特征相应的指令。通过参考下文所述实施例，本发明的这些与其它方面将是明显且阐明的。
图1显示血液流动控制装置安放的概要图。图2显示在非流动到低流动状态(左图)和流动状态(右图)下流动影响元件的实施例。图3显示流动影响元件的另一实施例。图4与图5分别显示流动影响元件另一实施例的正视图和剖视图。图6显示流动影响元件的又一实施例的剖视图。图7显示从健康人获取的数个血液流动量测量的时间图。图8显示在施行CPR过程中获取的数个血液流动量测量的时间图。图9显示两个时间图，显示了由血液流动控制装置的一些实施例执行的可膨胀元件内的按压力与压力之间的关系。图10显示流动影响元件的另一实施例的剖视图。图11显示血液流动控制装置的各个子单元的示意性框图。
具体实施例方式现在附图基础上描述本发明。应理解此处所述本发明各实施例和各方面仅为实例，并不以任意方式限制权利要求所述保护范围。本发明由权利要求及其等同物限定。也应理解一个方面的特征可与一个或多个不同方面的特征组合。图1以示意方式显示人体躯干101。也显示了心脏102、下腔大静脉103和右股静脉104。在CPR介入之前或过程中，将导管状装置110经由右股静脉104和下腔大静脉103 插入。若导管状装置110已成功插入，导管状装置110的末端停留在靠近心脏102处。图1的右边部分显示下腔大静脉103和导管状装置110的末端处的流动影响元件的详细视图。血液流动控制装置可视为经由经皮路径放置入大静脉的球囊导管。所述导管状装置Iio具有在插入方式过程中有利的圆形或侧斜末端115。所述末端可安放为使其恰位于右心房入口尾部。侧斜末端115略下方为可膨胀元件116，例如球囊。在CPR按压阶段，球囊膨胀的主要效应是阻塞下腔大静脉，避免逆向血液流动。CPR舒张期的收缩使得静脉回到大体不受阻碍的状态。下腔大静脉在该CPR心脏收缩阶段可被完全阻塞，由此避免朝向腹部逆向血液流动。导管状装置110也包括至少一个管腔117和孔口 118，其功能将根据图2说明进行阐释。图2显示在工作过程中流动影响元件可切换的两种状态。图2的左图显示流动影响元件的无流动至低流动状态。可膨胀元件116完全膨胀使其可接触下腔大静脉103的壁。如此，可膨胀元件周围的所有血液流动均被阻塞，特别是源自心脏102右心房的逆向血液流动。在图2以及其它一些附图中，相对于流动影响元件的下游区域位于所示流动影响元件上方。同样，相对于流动影响元件的上游区域位于所示流动影响元件下方。在图2左图中，所阻塞的逆向血液流动以虚线箭头示出。图2右图显示流动状态的流动影响元件。 可膨胀元件116大体收缩使得血液可围绕其流动。可膨胀元件116的交替膨胀和收缩动作由管腔117和孔口 118控制。管腔117与患者101体外的压力源(未示出)连接。当可膨胀元件将处于无流动至低流动状态(减弱的流动状态)时，压力源促使空气、水等物质进入可膨胀元件，导致其扩张(图2左图)。为使流动影响元件进入流动状态，压力源将一部分流体通过孔口 118和管腔117从可膨胀元件外吸出。替代地，压力可恰好释放或减小压力， 使得可膨胀元件因弹性和/或回复特性返回到其收缩形状。为了概括图2所示实施例的工作，球囊在CPR按压阶段膨胀，并在松弛开始时快速膨胀。图3显示流动影响元件的另一实施例。在该实施例中，导管状装置310包括第一管腔317、第一孔口 318、第二管腔327和第二孔口 328。布置在末端315的第二管腔327和第二孔口 3 可用于输送药物。第二孔口 3 的位置使得通过第二管腔327和第二孔口 328 所输送的药物易于在两连续收缩之间的下一松弛阶段输送到心脏102的右心房。以此方式输送的药物通常快速到达肺部循环、冠状循环和脑部循环。可通过第二管腔327和第二孔口 3 输送的药物例如血管活性药物以及其它心脏药物。可能提供更多管腔使得每种药物可采用各自管腔或通道，由此避免这些药物(例如肾上腺素与碳酸氢钠)之间的不良作用。 由于例如减弱的荡流以及更好的向前流动效应，以此方式输送的药物也常在下游血管中更好地分布。图4显示流动影响元件的另一实施例的正视图。图5显示相应剖视图。所述流动影响元件包括可膨胀元件416。但是，与图1至图3所示实施例不同，可膨胀元件416不用于直接控制血液流动。可膨胀元件416为具有中心开口的圆环状形状。包括环431和支杆 432的架体或结构置于中心开口内。架体431、432可为相对刚性的材料，例如不锈钢、贵金属或塑料。可膨胀元件416通常由例如橡胶或硅等弹性材料制成。两个瓣片436布置在环 431内并可转动地附连在其上。两个瓣片436形成蝶型阀。支杆432与导管状装置410连接，导管状装置410用于使流动影响元件在下腔大静脉内前进到工作位置，并也向流动影响元件提供至少一个控制信号。为此，导管状元件410为中空的，使得流体可作为控制信号传送介质。根据图4的流动影响元件的功能在图5所示轴向剖面更清晰。导管状装置410内第一管腔417经由第一孔口 418通向可膨胀元件416的内部。通过这种该布置，可使可膨胀元件416膨胀和收缩。在血液流动控制装置插入步骤过程中，可膨胀元件416大体收缩使其与图4与图5所示直径相比具有更小直径。图4与图5不必显示允许简便插入并可靠固定在预期位置的准确尺寸。可膨胀元件尺寸设定方式使得膨胀状态与收缩状态的直径之比大于图4与图5所示。一旦流动影响元件处于预期位置，可膨胀元件416经由第一管腔 417和孔口 418膨胀。这导致可膨胀元件与下腔大静脉103壁紧密接触。一旦可膨胀元件 416已膨胀，大体没有血液可再绕下腔大静脉壁与可膨胀元件416之间的流动影响元件流动。在CPR过程中，两个瓣片436以止回阀方式起作用。当上游区域(图5流动影响元件下方)的压力高于下游区域(图5压力影响元件上方)的压力时，则瓣片436将打开并允许血液流动通过流动影响元件。瓣片436的打开位置与流动影响元件的流动状态对应。 另一方面，当流动影响元件下游侧的压力高于上游侧的压力时，两个瓣片436将以自主和/ 或自调节方式闭合。图6显示根据此处所公开内容的流动影响元件的另一实施例。其基本构造与图4与图5所示实施例相似。图6所示实施例与前述实施例不同之处在于流动影响元件包括可在患者体外主动控制的两个瓣片636。另一差异在于设置用于以图3所示实施例相似方式进行药物输送的第二管腔627。提供瓣片636的主动控制的机构包括第三管腔637、缸体638以及活塞639。活塞 639与杆640连接，所述杆又与叉状部641连接。叉状部641两端通过枢轴接头、弹性接头、 支柱等分别与瓣片636中的一个连接。采用该布置，用于打开和闭合瓣片636的控制信号可传送到流动影响元件。控制信号包括导致活塞639上下移动的第三管腔637中的压力变化。活塞移动被传递到杆640和叉状部641。这导致瓣片636根据控制信号打开或闭合。 管腔637内的流体可为能够在人体血液循环内安全使用的压缩空气(即例如CO2或队等惰性形式)、水或其它流体。替代地，可能使用如鲍登拉线等机械连接或电气连接，在该情况下图6所示缸体-活塞布置可由电磁线圈替代。在图7中，绘制正常跳动心脏的主动脉(Iaorta)、颈动脉(Icar)以及下腔大静脉 (Iv)中示例性流量。在图8中绘制CPR过程中的同样流量。如图可见，在图8的CPR情况下可观察到非常大的荡流流动。特别是下腔大静脉中的流量Iv显示几乎没有净前向血液流动量出现，因为所绘制血液流动量的负值部分的面积与正值部分的面积几乎相等。为防止荡流以及后续腹部区域失血，如此处所述各项附加措施是有利的。如果在收缩阶段下腔大静脉中的流动尽可能靠近远端流入道被阻塞，预计具有良好结果。图9显示根据此处所公开内容的血液流动控制装置所使用或其中的两个信号的组合时间表。图9上部显示与由救助者或自动CPR所进行的胸部按压相关的力或位移的测量信号。水平虚线代表血液流动控制装置的控制单元认定正在进行胸部按压的阈值。当力测量值或位移测量值超出所述阈值(例如预计的最小按压深度的10% )，控制单元可向图 1至图3所示实施例的可膨胀元件发出控制信号，导致可膨胀元件扩张。于是，流动影响元件切换到无流动至低流动状态。通常，在按压启动与可膨胀元件扩张之间有短时延迟。在该延迟期间，流动影响元件尚未处于无流动至低流动状态，使得可出现少量逆向血液流动。 按压接近结束时可能出现同样效应。图10显示血液流动控制装置的一个实施例，特别是血液流动控制装置位于下腔大静脉103中的部分。图10实施例与图2所示实施例总体对应。因此，图10所示元件可参考图2所示元件的描述。图10所示实施例另外地包括生理或化学传感器1053。传感器 1053也可为多种生理和/或化学传感器的组合。信号线IOM将生理或化学传感器1053例如与血液流动控制装置的控制单元连接。在图10中，生理或化学传感器1053位于导管末端。可由生理和/或化学传感器测量的参量是血液气体(Pv02、PvC02)、pH值、血压、血液流动量、离子(K+、Na+、Ca2+、Mg2+...等)。这些参量可用于优化CPR质量以及复苏质量。传感器数据也可用于反馈环以使自动CPR优化并个性化。此外，传感器数据的一部分可用于与处理可防止心搏停止原因(例如PH值、离子平衡、低血容量等)相关的信息。图11显示根据此处所公开内容的血液流动控制装置的主要子单元(其中部分是可选的)的示意性框图。血液流动控制装置1113典型地包括外部部分、内部部分1114以及外部部分与内部部分1114之间的连接或联结1110。内部部分1114用于例如通过股骨套管插入下腔大静脉103。内部部分1114的基本元件为流动影响装置FID。图2至图6已描绘并描述流动影响装置FID的多种设计。内部部分1114还可包括各种传感器，例如按压传感器CMPR、生理传感器PHYSdP /或化学传感器CHEM。在血液流动控制装置1113的一些实施例中存在的内部部分114的另一元件为可膨胀元件INFL，例如图4至图6所示可膨胀元件416。在图4至图6中，可膨胀元件416主要用途是在下腔大静脉103内预期位置固定内部部分1114。但可将流动影响装置FID与可膨胀元件INFL结合在一起，如图2与图3 所示。内部部分1114还可包括药物输送结构DRG，例如管腔327、627与孔口 328、628，如图 3与图6所示。外部部分可包括控制单元⑶、读取传感器(CMPR、PHYS及CHEM)测量信号的连接器，所述连接器向流动影响装置FID以及可膨胀装置INFL提供控制信号，以及向伤者给药。 可通过管1127和配件例如鲁尔接头进行给药。外部部分与内部部分1114由导管或导管状装置1110连接。导管1110组合内部部分1114与可为管腔、导电体或机构联结的外部部分(控制单元CU，给药管1127)之间的各种连接。图11也显示与血液流动控制装置分开的自动心肺部复苏装置ACPR。自动CPR采用例如气动技术以驱动患者胸部的按压垫。另一类型自动CPR为电力驱动并使用围绕患者胸部的较大带，其依节律收缩以施行胸部按压。临床研究已表明冠状灌注压力与自发循环恢复(ROSC)有显著改善。由于在自动CPR情况下，按压频率为固定的且可非常准确地控制， 流动影响元件FID的工作易于达到时间同步。以此方式，相移可用于流动影响元件FID的驱动信号，其能够修正流动状态与无流动至低流动状态之间的转换时间(例如膨胀时间、 收缩时间等)。所描述与所示装置对于住院和院外均是潜在有利的。目前研究中的一些趋势表明 CPR要求更(微)侵入的方法。前瞻研究表明2010指南的出现将非专业与专业护理加以区分，可能寻求更具侵入性的应用。其目的是满足心肺复苏相关专业护理人员所需的物理和信息需求。潜在地可在其它低流动条件下得到应用。在本领域已知技术人员实施本发明权利要求时，通过研究这些附图、公开和随附的权利要求，应理解和实施所公开实施例的其它变更。在各权利要求中，词语“包括”并不排除其它元件或步骤，且不定冠词“一个”并不排除复数形式。此外，应注意权利要求中任一参考符号不应视为对本发明范围的限制。单个处理器或其它单元可进行权利要求所述的数项功能，反之亦然。特定措施在不相同的独立权利要求中描述并不表明这些措施的组合不能有利地使用。权利要求中任一参考符号不应视为限制本发明范围。
权利要求
1.一种血液流动控制装置，包括流动影响元件，所述流动影响元件布置成在心肺复苏过程中被放置在人体的大静脉中，并且响应于所述流动影响元件的上游区域与下游区域之间现有或预测的压力差可在无流动至低流动状态与流动状态之间控制，在所述无流动至低流动状态下，所述流动影响元件大体减少所述大静脉内的血液流动，在所述流动状态下，所述流动影响元件允许大体没有减少的血液流动。
2.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括按压传感器，所述按压传感器被布置成探测与心肺复苏的状况相关的按压；和与所述按压传感器以及所述流动影响元件连接的控制单元；其中，所述控制单元经由所述按压传感器探测胸内压力变化或胸壁移动或按压，并向所述流动影响元件发出信号，导致所述流动影响元件处于所述无流动至低流动状态。
3.如权利要求2所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述按压传感器被布置成测量按压力和/或胸部位移和/或胸内压力变化和/或血管内流动。
4.如权利要求2所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括导管，所述按压传感器被放置在所述导管的末端。
5.如权利要求2所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述按压传感器被布置成位于所述人体外。
6.如权利要求2所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述按压传感器被布置成位于胸腔内。
7.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括布置成测量重要生理参数的生理传感器和布置成测量生物化学参数的化学传感器中的至少一种。
8.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述流动影响元件包括可膨胀元件或尖头形状装置。
9.如权利要求8所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括压力源和用于将所述压力源与所述可膨胀元件或尖头形状装置连接的管道，以便使所述可膨胀元件或尖头形状装置收缩/膨胀。
10.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述流动影响元件包括功能阀。
11.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括具有第一管腔的导管，所述第一管腔用于向所述流动影响元件传送驱动信号，以便在所述无流动至低流动状态与所述流动状态之间控制所述流动影响元件。
12.如权利要求11所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述导管还包括至少第二管腔，所述第二管腔被布置成用于将物质输送到邻近所述流动影响元件的位置。
13.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述流动影响元件以止回阀的方式起作用。
14.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，还包括用于从自动心肺复苏设备接收控制信号的控制信号接口，所述控制信号导致所述流动影响元件以与所述自动心肺复苏同步的方式在所述无流动至低流动状态与所述流动状态之间切换。
15.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，所述流动影响元件被布置成通过股骨套管过程弓I入所述大静脉。
16.如权利要求1所述的血液流动控制装置，其特征在于，当实现ROSC或当胸部按压暂停或停止时，所述流动影响元件保持在所述流动状态。
全文摘要
一种血液流动控制装置，包括流动影响元件，所述流动影响元件布置成在心肺复苏过程中被放置在人体的大静脉中，并且响应于所述流动影响元件的上游区域与下游区域之间现有或预测的压力差可在无流动至低流动状态与流动状态之间控制，在所述无流动至低流动状态下，所述流动影响元件大体减少所述大静脉内的血液流动，在所述流动状态下，所述流动影响元件允许大体没有减少的血液流动。血液流动控制装置能够在CPR按压阶段减少逆向血液流动，从而提高CPR效率和血液灌注。血液流动控制装置也可用于几乎直接对心脏给药，以及测量例如血液气体的生理和化学特性。
文档编号A61F2/24GK102497825SQ201080041075
公开日2012年6月13日 申请日期2010年9月9日 优先权日2009年9月18日
发明者A·努尔德赫拉夫, G·J·努尔德赫拉夫, I·W·F·堡卢森, P·H·武尔莱 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司