本发明涉及一种具有吸取线路、压力线路和泵的装置，该吸取线路具有静脉的插管，该压力线路具有动脉的插管，所述泵布置在吸取线路和压力线路之间。
背景技术：
这样的装置用于体外的膜氧合也或者体外的肺支持。对于体外的膜氧合，将插管装入到两个大的血液容器中。ecmo仪器通过膜式氧合器泵送血液，该膜式氧合器取代在肺中的气体交换。这样准备的血液然后导送给病人。本发明尤其涉及用于静脉-动脉的ecmo（va-ecmo）的装置。在va-ecmo的情况下，血液从大静脉（特别是股静脉）中取出，并绕过心脏导入动脉（股动脉），从而形成平行回路。因为由此减载了心脏，则此方法在病人的心脏泵送功能差（例如心力衰竭，心源性休克）的情况下采用。这样的系统也称为体外的生命支持系统（ecls）。
de69524217t2说明了一种停搏液导管，其通过锁骨引入，并且利用其供给由血液和心麻痹液形成的混合物或纯的晶体的溶液。该导管具有动脉的插管，在该动脉的插管处联接有具有气囊的短的减载插管。
de8990089ul说明了一种具有多个泵、减载线路和贮存器的繁琐的装置，该装置在实践中难以操作。
技术实现要素：
本发明所针对的任务在于，改进设计这样的ecls系统。
这点这样来实现：即，所属类型的装置具有带有减载插管的减载线路，其中，所述减载插管长于动脉的插管，并且所述减载线路与所述吸取线路或者所述压力线路相连接。尤其，所述减载插管构造为排放插管，该排放插管长于所述动脉的插管，并且所述减载线路直接与所述吸取线路或直接与所述压力线路相连接，其中，在吸取线路和压力线路之间仅布置有唯一的泵并且没有贮存器。
不同于de69524217t2，根据本发明的减载插管优选是一体式连通的插管。根据本发明的插管在能够引入到心脏中的端部处不具有气囊。近身体中心线的端部不同于气囊导管根据本发明在直径中保持相同，从而在所述排放插管的旁边能够流动着血液。由此根据本发明的排放插管也不具有向着气囊的另外的进口。由此在插管处可供使用的直径完全地能够用于血液流。
根据本发明的插管由此仅具有用于在直向着心脏的方向上的血液流的内径和用于从心脏离开的血液流的内径。另外的内径或通道不被需要并且甚至不利。
此外在de69524217t2中在近身体中心线的灵活的端部处布置有传感器。同样该传感器导致繁琐的结构并且要求在所述插管中的线路，以便进一步传导所测量的值。根据本发明的装置由此唯独由血液线路组成，并且它既不需要用于进一步导送传感器信号的电线路，也不需要用于操作气囊的气动的线路。
de8990089ul正如de69524217t2那样说明了一种旁通系统，在其中首先在无血的情况下泵送所述心脏。因此在这样的系统中一种作为心切开术储存器的贮存器是必要的。根据本发明的装置不同于此被确定用于治疗并且不需要这样的心切开术储存器。
减载插管实现的是，将减载血液流从心脏中回引，以便将心脏在流入的瞬间通过动脉的插管来减载。在此所述动脉的插管优选已经在心脏之前在动脉中终止，而所述减载插管被推动直到较大程度地到心脏中。因此所述减载插管在实践中至少20%长于所述动脉的插管。
所述装置能够用于纯的心脏支持。但是有利的是采用作为肺支持，在其中，氧合器布置在吸取线路和压力线路之间。
尤其有利的是减载线路，当所述泵产生脉动的流量时。然后在所述泵处和由此在所述动脉和心脏中的压力升高的瞬间，通过减载线路达到减载。所述装置因此首先适用于脉动的泵送。尤其在用于回路支持的搏动的运行的框架中，需要氧合器，因为血液部分地导送绕过肺。
为了不依赖于减载线路的直径能够设定所述减载的强度，建议的是，所述减载线路具有流量限定器。这种流量限定器能够减小通过所述减载线路导送的体积流量，以便能够设定在心脏处的较强的或较小的减载。
尤其有利的是控制部或调节部，其实现的是，依赖于脉动的流量自动地设定所述流量限定器。这点实现的是，在所述脉动的泵的压力升高时造成减载，并且依赖于所述压力升高的瞬间和尤其依赖于所述心脏的泵送节奏来控制或调节所述减载的瞬间。
为了使得减载线路的回流随着尽可能小的紊流导送到所述吸取线路中或者所述压力线路中，建议的是，在所述减载线路和所述吸取线路或者压力线路之间布置y适配器。这种y适配器分别如此布置，即，使得流入的血流以钝角与相应其它的血流联合。
独自地，经过y适配器的所述减载线路与压力线路或者吸取线路的连接部负载用于：所述减载插管在心脏中通过导出血液促成减载。然而只要所述减载线路与所述压力线路相连接，在许多情形中有利的是，所述减载线路具有止回阀。这点阻碍的是，所述泵将血液泵送到所述减载线路中。
一个特别的实施方式设置的是，所述减载线路经过文氏管喷嘴与所述压力线路相连接。经过文氏管喷嘴或者喷射器喷嘴由此在所述减载线路的汇接部的区域中产生低压，该低压负责用于血液从所述减载线路中吸出。
对于本发明所基于的任务，首先适用的是插管，该插管80cm至100cm长，优选在85cm和95cm之间长。有利的是7fr至9fr或者2mm至3mm的外直径的大小。
有利的是，所述插管具有流量限定器。将此也理解为一种插管，其经过线路与流量限定器处于连接中。这样的流量限定器应该尽可能自动地能够设定，以便匹配至所述泵的脉搏和优选也匹配至心脏的脉搏。
附图说明
根据本发明的装置的多个实施例被展示在附图中并且在下文中被更加具体地阐释。附图中：
图1是具有引入到吸取线路中的减载线路的体外的生命支持系统，
图2是具有引入到压力线路中的减载线路的体外的生命支持系统，
图3是具有第二泵的按照图1的体外的生命支持系统的截取部分，
图4是具有第二泵的按照图2的体外的生命支持系统，
图5是具有y适配器的按照图4的装置，
图6是在插管中的较小的减载线路和压力线路的引导部，
图7是在插管壁中的减载线路的引导部的横截面，
图8是对于在图7中所示的插管引导部的纵剖图，
图9示意的是减载插管的双边的进口，
图10示意的是通过ellenbeuger静脉进行的减载插管的进口，
图11示意的是经过上腔静脉和心房隔膜进行的减载插管的进口，并且
图12示意的是经过下腔静脉和心房隔膜进行的减载插管的进口。
具体实施方式
在图中示出的体外的生命支承系统1、2在图1的第一实施例中具有吸取线路3，该吸取线路具有带有孔部5的静脉的插管4、y适配器6和通往泵8的导入部7。由所述泵8仅示出了泵头。所述泵8经过连接线路9与氧合器10相连接，该氧合器经过导出部11与动脉的插管12相连接。所述导出部11和所述动脉的插管12形成压力线路13。
在所述装置的使用中，能够由此经过所述吸取线路3的静脉的插管4从心脏中经过股静脉15将血液向着泵8牵引，以便紧接着经过氧合器10和动脉的插管12经过股动脉16和主动脉经过主动脉弓引入到左侧的心室中。由此产生了通往心脏14的旁通部，该旁通部减载所述心脏。
在脉动的泵8中，在最高的压力的瞬间产生了在股动脉16中的过压，该过压按压到心脏壁17上。因此有利的是，在此瞬间中，在所述心脏壁17的后方的区域18中，通过吸出血液来减小所述压力。这通过减载线路19实现，该减载线路具有减载插管20和减载线路21。这种减载插管20允许的是，将血液从心脏14中通过股动脉16向着y适配器6引导，从该处使得所述血液经过导入部7到达至所述泵8。所述泵8由此不仅将血液从静脉的插管4中吸取而且从减载插管20中吸取。同样在没有吸取效果时，所述减载插管已经用于消减过压和由此用于心脏的减载。
经过所述减载线路19回流的体积流量能够经过所述流量限定器22改变。所述流量限定器22（其能够作为任选方案来设置）与控制部（未示出）处于连接中，该控制部控制或者调节在所述减载线路19中的流量和所述泵8。由此能够在所述泵的运行期间在所述装置的使用中任意地改变所述减载，并且尤其依赖于泵功率来控制所述减载。一个特别的实施变体方案设置的是，所述泵功率和由此间接地还有所述流量限定器依赖于心脏节奏，也即ekg信号来控制。
装置2的在图2中所示的备选的实施方式基本上正如在图1中所示的装置来构造和应用。然而所述减载线路23具有减载插管24，该减载插管经过流量限定器25、止回阀26和线路27与y适配器28处于连接中。所述y适配器28在当前的实施例中构造为文氏管喷嘴29。这点也实现了不带有止回阀26和不带有流量限定器25的较简单的结构，因为所述文氏管喷嘴在所述压力线路30中的经提高的流量的瞬间也促成较强的低压和由此在减载线路23处的较强的吸力。
正如在图1中所示的实施例中那样，在使用插管的情况下，所述减载插管24的减载线路23的插管入口31位于在主动脉瓣32和主动脉弓33后方的区域18中。
图3示出了一种实施方式，该实施方式基本上正如在图1中所示的实施方式那样来构建。但是在此实施例中，优选构造为吸入泵的泵34设置在所述减载线路19和所述y适配器6之间。此泵34能够作为吸入泵不依赖于所述泵8来操控。它能够非搏动地或者搏动地运行并且与所述泵8同步地或者相对于泵8相移地运行。在此，所述泵8承担主泵的功能并且所述泵34承担辅助泵的功能。
在图4中（其示出了按照图2的实施例）同样设置了在减载线路23和y适配器28之间的一个另外的作为泵35。同样在此实施例中，带有或不带有另外的吸入泵35的ekg触发的搏动的控制部是有利的。
为此设置了一种泵控制部37，该泵控制部与所述泵8和（只要现存）与另外的泵35（参见图4）或者另外的泵34（参见图3）处于连接中。计算机38将控制信号39转换为泵驱动信号40、41。此泵驱动信号经过泵控制部37促成了在所述泵8处的波纹状地增强和减弱的泵功率，并且能够此外也负责用于同步的或者时间偏置的、搏动的或者非搏动的、依赖于或者不依赖于所述主泵8的在所述泵34或者35处的泵功率。所述控制信号39由ekg42提供，其经过缆线43与病人44处于连接中。
在运行所述ecls系统时，利用所述ekg42经过所述缆线43检测病人44的ekg信号，以便产生所述控制信号39。此控制信号39经过所述计算机38转化为泵信号40、41，该泵信号经过泵控制部37控制或者利用电流供应所述泵8、34和35。这实现的是，伴随着将搏动输出到收缩和/或舒张中的目标，输出sw触发器，以用于按照特别的算法来运行所述泵。这样的装置和这样的方法在ep2832383中被说明并且该处的说明是本申请的组成部分。
在图4中所示的实施例中，在所述减载插管24的端部31处设置有间距保持件36。此间距保持件36阻碍了在心脏壁17处的插管入口31的吸取。这能够通过所述端部31的螺旋状的构造方案或者笼状的构造方案来达到，其已知作为盘管（pigtail）。
在所有的实施例中，所述静脉的插管4是55cm长并且具有优选19fr至25fr的大小。例如所述插管具有从21至25fr的大小。所述动脉的插管具有优选38cm的长度和13fr至17fr并且优选从15至16fr的大小。所述减载插管小于所述静脉的插管并且小于所述动脉的插管。它具有从7fr至9fr的大小和90cm的长度。
图5在y适配器50的轻微放大的示意中示出的是，所述减载插管24作为排放插管能够引入到所述压力线路30中，由此两个插管不必彼此并列地在容器中引导。所述排放插管构造有6、7或者8fr并且位于旁边的支部51具有3/8“。在标识的主动脉53中被引导的灌注插管的插管杆52具有13、16或18fr，并且排放插管24以自由游动方式引入在其中。
在图6中所示的实施方式中，在导管61的壁60内引导着排放插管62和压力线路63。对此，所述排放插管62引入在所述y进口64处并且它然后在所述压力线路63的旁边引导。未示出的实施方式设置的是，所述排放插管62引入到所述压力线路63中并且然后在所述压力线路63内引导。
图7和8示出的是，排放插管70如何能够引导在插管内径71中。为此，对于在内径71中的排放插管70设置工作通道72。在所述工作通道72的区域中，能够增厚所述插管的壁部，只要所述壁部不足够厚到在其里面布置工作通道。
图9至12示出的是，减载插管或者排放插管如何能够引导在人的身体80中。分别按照引导部，得到了所述插管的不同的长度和实施变体方案。
在图9中所示的示例中，在腿81处静脉地引入了吸取线路82并且动脉地引入了压力线路83。所述减载线路84布设在另一条腿85中。
在图10中所示的示例中，在腿81处静脉地引入了吸取线路82并且动脉地引入了压力线路83。所述减载线路84布设在肱动脉（ellenbeuger静脉）中。
图11和12示出了经过心房隔膜86的进口。在此，所述排放插管84要么正如在图11中所示那样经过上腔静脉87要么正如在图12中所示那样经过下腔静脉88引入。所述心房隔膜86位于心房89和90之间。
所示的实施方式减载所述心脏，尤其在缺乏泵功率或喷射性能时。尤其在一个或两个泵的搏动的egk触发的运行中，通过心室容积的减少，舒张增加的心肌保护作用（较小的后负荷，提高左心室喷射能力，降低左心室残留体积）显著增强。这一点导致左侧的心室的进一步减载并且特别在舒张期间下降壁压力，从而能够积极影响冠状动脉流。