Brevet FR2580505A1 — publié le 19861024

l DISPOSITIF DE RETROPERFUSION SANGUINE L'invention concerne un dispositif de rétroperfusion sanguine permettant de dériver du sang oxygéné d'une artère d'un patient pour l'amener, par le système veineux du patient, dans une zone d'un muscle tel que le coeur dont l'alimentation en sang artériel normal a été obstruée. Cette invention concerne un dispositif pour technique de rétroperfusion sanguine dans laquelle une alimentation en sang oxygéné est fournie momentanément à un muscle, dans les cas o le débit normal de sang oxygéné ne peut parvenir au muscle par les artères du patient. Par exemple. la rétroperfusion sanguine est un procédé très utile en présence d'un blocage complet d'une artère coronaire empêchant l'alimentation d'une partie du muscle cardiaque par un débit de sang convenable. La technique de rétroperfu- sion consiste à dériver temporairement un débit de sang artériel vers la partie sous-alimentée du muscle cardiaque, par la veine coronaire provenant de la partie menacée du muscle cardiaque. Cette technique consiste à relier une artère à une veine provenant de la partie en danger du muscle. Le sang est pompé de l'artère dans la veine par une pompe synchronisée avec le rythme cardiaque normal du patient. Chaque impulsion pompe un certain volume de sang dans la veine de façon que le sang circule à l'envers, dans le sens opposé à celui du débit normal de la veine, pour atteindre la partie menacée du muscle. Chaque impulsion de la pompe pompe le sang vers le muscle pendant la phase diastolique du rythme cardiaque du patient. Pendant la phase systolique du rythme cardiaque du patient, le sang rétroperfusé peut inverser son sens de circulation et couler dans la veine dans le sens de débit normal pour quitter le muscle. Un type spécial de cathéter à ballon est utilisé dans la technique de rétroperfusion. Ce cathéter est décrit dans le Brevet U.S.A. 4 290 428 décrivant un ballon gonflable et dégonflable fixé à l'extrémité distante du cathéter devant 8tre introduit dans la veine. Le ballon est réalisé de manière à former un joint d'étanchéité provisoire entre le cathéter et la lumière de la veine. Ce joint d'étanchéité empêche le sang de s'écouler pendant l'introduction de celui-ci au cours de l'impulsion diastolique. Le ballon gonflé permet de s'assurer que le volume maximum de sang oxygéné passe par la veine pour atteindre le musclependant la diastole. Le cathéter à ballon est également réalisé de façon que le joint d'étanchéité du ballon se rétracte après l'impulsion diastolique, pour permettre au sang d'inverser son débit dans la veine et de quitter le muscle.-Le joint d'étanchéité doit être formé et supprimé en synchronisme de phase avec le rythme systolique-diastolique de l'impulsion cardiaque du patient. Le procédé et l'appareil pouvant être utilisés pour cela, sont décrits d'une façon générale dans la publication de Sarcot intitulée: "Rétroperfusion Synchronisée des Veines Coronaires pour Support Circulatoire de Myocarde Ischemique Jeopardisé", Journal Américain de.JCardiologie, juin 1978, pp. 1191- 1201. La technique de rétroperfusion peut s'utiliser dans de nombreux cas o l'alimentation du muscle cardiaque en sang oxygéné est obstruée. Cette obstruction peut se produire en n'importe quel point des artères du corps, bien qu'elle soit particu- lièrement critique lorsqu'elle se produit dans les artères coronaires alimentant le muscle cardiaque en sang oxygéné. Ainsi, le procédé de rétroperfusion peut être d'une grande importance pour maintenir une alimentation du muscle cardiaque en sang oxygéné pendant les périodes critiques risquant de conduire à un infarctus du myocarde (attaque cardiaque). La technique de rétroperfusion peut être appliquée très rapidement pour maintenir en vie la partie menacée du muscle jusqu'à ce que le patient soit soumis et/ou préparé à un traitement ultérieur. En plus de son utilisation en technique de sauvetage d'urgence, comme décrit ci- dessus, la technique de rétroperfusion peut également s'utiliser dans certains types de traitement d'obstruc- tions artérielles. Ces dernières années, une autre technique connue sous le nom d'angioplastie a été développée, dans laquelle un type différent de cathéter à ballon est introduit dans l'artère bloquée, puis mis en place de façon que son ballon se situe dans la zone rétrécie ou bloquée. Le ballon est ensuite gonflé pour comprimer radialement la zone de blocage de l'artère, en l'écartant contre les parois de l'artère pour agrandir le trou intérieur de cette artère, La technique d'angio- plastie a été utilisée dans de nombreux cas pour remplacer la technique beaucoup plus lourde de chirurgie de dérivation coronaire. Cependant, pendant le procédé d'angioplastie, le gonflement du ballon d'an- gioplastie lui-même bloque l'artère et empêche tout débit de sang vers les points situés en aval de la sténose en cours de traitement. Du fait qu'une coupure complète du débit de sang constitue en soi une menace pour le muscle placé en aval du blocage artériel, la technique d'angioplastie nécessite que le ballon ne soit gonflé que pendant des périodes de temps relativement courtes. Néanmoins, l'utilisation simultanée de la rétroperfusion permet de fournir du 1.5 sang oxygéné aux parties du muscle qui, dans le cas contraire, seraient bloquées par le ballon d'angioplastie. Ainsi, l'utilisation coordonnée des techniques de ré- troperfusion et d'angioplastie permet d'utiliser le procédé d'angioplastie pendant des périodes de temps plus longues que celles préalablement tolérées, ce qui permet d'obtenir, par angioplastie, un traitement de la lésion plus complet et plus performant qu'aupa- ravant-. Les techniques de rétroper- fusion proposées jusqu'ici n'ont pas été mises en oeuvre sans certains risques. Il faut maintenir très soigneusement le contr8le de la pression s'établissant dans le système circulatoire du patient du fait de l'utilisation du ballon de rétroperfusion. Si on laisse monter la pression à un niveau trop élevé, des hémorragies et autres difficultés peuvent se produire. Une autre difficulté rencontrée dans les systèmes de rétroperfusion selon l'art antérieur, est que les systèmes de pompe de synchronisation et de commande de fonc- tionnement du cathéter ne se sont pas avérés suffisam- ment efficaces. L'invention a donc pour principal but de créer un système de pompe perfectionnée pour techniques de rétroperfusion sanguine. A cet effets l'invention concerne un système de pompe pour rétroperfusion sanguine, système de pompe caractérisé en ce qu'il comprend une chambre de pompe présentant un volume variable défini, en partie au moins, par un élément élastique flexible, cette chambre de pompe présentant une sortie pouvant être reliée à un cathéter de rétroperfusion, et une entrée destinée à recevoir le sagg à rétroperfuser; une chambre de réservoir comportant une entrée pouvant se brancher de manière à recevoir le sans à rétroperfuser, et une entrée se branchant à la chambre de pompe, de manière à définir un passage de débit de sang entre l'entrée de la chambre de réservoir et la sortie de la chambre de pompe; un clapet de retenue permettant l'écoulement du sang de la chambre de réservoir vers la chambre de pompe, et empêche l'écoulement de la chambre de pompe vers la chambre de réservoir, des moyens permettant de dilater et de contracter le volume de la chambre de pompe pour pomper ainsi le sang à travers l'orifice de sortie de la chambre de pompe lors de la contraction de la chambre de pompe, et pour remplir la chambre de pompe par le sang prove- nant de la chambre de réservoir, lors de la dilatation de la chambre de pompe. L'invention peut s'utiliser avec un cathéter muni d'un corps principal, d'une lumière et d'un ballon placé à distance. La lumière s'étend sur toute la longueur du cathéter, et débouche à l'extrémité libre. La lumière est destinée à recevoir du sang oxygéné par l'une de ses extrémités, et à fournir ce sang par son extrémité. Cette lumière est en communication avec l'intérieur du ballon par un certain nombre de trous percés dans le corps de cathéter à hauteur de la zone du ballon. La section transversale de débit des trous communiquant avec l'.in- térieur du ballon, est plus grande que celle de l'orifice de sortie de la lumière à l'extrémité distante du cathéter, de sorte qu'on rencontre une plus grande résistance au débit à l'extrémité de sortie qu'à travers les ouvertures du ballon. Pendant la diastale, lorsque le sang est pompé dans le cathéter, ce sang remplit et gonfle le ballon pour le dilater dans sa configuration de joint étanche contre la lumière de la veine, avant qu'un débit de sang important s'écoule par l'orifice de sortie. Lorsque le sang commence à couler dans la veine par l'orifice de sortie, le ballon s'est déjà gonflé et a déjà pris sa position de joint étanche en permettant ainsi de s'assurer que tout le sang pulsé circule en sens inverse vers la partie du muscle à nourrir. Quant l'impulsion sanguine est terminée et quand la systole commence, la chute de pression dans le cathéter permet au sang contenu dans le ballon de s'échapper rapidement par les ouvertures relativement grandes du cathéter, en débloquant ainsi la veine et en permettant au sang de s'écouler par cette veine. Le système de pompage perfectionné selon l'invention comprend une pompe munie d'un orifice de sortie relié à l'extrémité adjacente de la lumière du cathéter de rétroperfusion. L'extré- mité d'entrée de la pompe est reliée par un autre cathéter à la source de sang oxygéné constituée par exemple par une artère du patient. La pompe, constrnite de manière à pomper des impulsions sanguines par le cathéter de rétroperfusion, est entraînée en phase avec le rythme cardiaque du patient de façon qu'une impulsion de sang soit pomp4e à l'instant voulu pendant la diastole. La pompe comprend une chambre principale définie en partie par un renflement ou bulbe élastique compressible. La-chambre principale comporte un orifice de sortie relié au cathéter de rétroperfusion. Elle est remplie de sang par un orifice d'entrée à sens unique. La compression du bulbe pousse le sang contenu dans la chambre principale en le pompant vers le cathéter de rétroperfusion, tout en fermant simultanément un clapet de retenue placé dans l'orifice d'entrée. Lorsqu'on relâche le bulbe compressible, son élasticité propre le fait se dilater de nouveau pour revenir dans sa configuration relâchée en reconstituant ainsi le volume normal de la chambre de pompe. Cette opération crée dans la chambre de pompe une pression réduite qui ouvre le clapet de retenue et permet au sang d'être aspiré dans la chambre, à partir d'un réservoir, pour être prêt à la course de pompage suivante. Cette opération ramène également une certaine quantité de sang du cathéter de rétroperfusion, ce qui accélère le rétrécis- sement du ballon. La pompe comprend une chambre de réservoir alimentaire la chambre principale par le clapet de retenue à sens unique. La chambre de réservoir est reliée à un cathéter provenant de l'artère du patient. La chambre de réservoir est maintenue sous une légère pression négative par un bulbe élastique qui, pendant le fonctionnement de la pompe, reste toujours comprimé, le degré de compression subissant des oscilla- tions pendant le fonctionnement de la pompe. La pression légèrement négative du réservoir contribue à évacuer le sang artériel du patient. Le bulbe du réservoir est plus élastique et plus flexible que le bulbe compressible de la chambre de pompe principale, de sorte que la flexion du bulbe compressible plus Vigide de la chambre principale, permet de contr8ler et de surmonter l'élasticité propre du bulbe plus flexible de la chambre de réservoir. Il en résulte un fonctionnement selon lequel le bulbe du réservoir oscille entre une position partiellement rétrécie et une position plus fortement rétrécie, en maintenant ainsi en permanence une pression négative dans le réservoir et sur le cathéter artériel. L'invention comprend également un dispositif de commande de fonctionnement d'un moteur linéaire entrainant le bulbe principal. Ce dispositif comprend une borne d'entrée de l'élec- trocardiogramme du patient, ainsi qu'une borne d'entrée d'un détecteur de mouvement linéaire relié au moteur linéaire pour surveiller la position et le mouvement de celui-ci. Des moyens de commande sont utilisés pour permettre à l'opérateur du système de régler la synchronisation de fonctionnement entre le système de pompe et le rythma cardiaque du patient, ainsi que pour faire varier et commander les différents paramètres de fonctionnement de la pompe tels que la fréquence de pompage, le volume de pompage par course, et la vitesse de course. Ainsi, d'une façon générale, l'invention permet d'obtenir un système de rétroperfu- sion sanguine perfectionné& L'invention présente également l'avantage de créer un système de rétroperfusion utilisant une pompe et un cathéter de rétroperfusion coopérant pour obtenir une réponse rapide de gonflage et de dégonflage. L'invention présente encore l'avantage de créer un système de rétroperfusion dans lequel la pompe se remplit automatiquement et maintient une aspiration de sang constante dans le système artériel du patient. L'invention présente encore l'avantage de créer une pompe de rétroperfusion présentant un faible niveau de turbulence du sang. L'invention présente encore l'avantage de créer une pompe de rétroperfusion sanguine munie de deux chambres dans lesquelles les variations de pression dans une chambre permettent d'entrainer l'autre chambre. Un autre avantage encore de l'invention est de créer une pompe de rétroperfusion qui, en plus du fait qu'elle extrait le sang de l'artére du patient, extrait également le sang du cathéter de rétroperfusion pour accélérer le rétrécissement du ballon. Un autre avantage encore de l'invention est de créer un système de pompe de rétroperfusion dans lequel certaines parties de la pompe sont constituées par des matériaux jetables bon marché, ce qui permet ainsi déviter la nécessité d'une stérilisation avant réutilisation, ainsi que des risques éventuels de stérilisation incomplète. L'invention présente enfin l'avantage de créer un système de pompe du type ci-dessus, dans lequel les parties jetables de la pompe se démontent rapidement et facilement du mécanisme d'entrainement de la pompe. L'invention sera décrite en détails en se référant aux dessins ci-joints dans lesquels: - la figure 1 est une représentation schématique du dispositif de rétroper- fusion, illustrant la manière de brancher celui-ci dans le système artério-veineux du patient; - la figure 2 est une vue de c8té, en élévation, du dispositif de pompe; - la figure 3 est une vue de face, en élévation, du module de pompe démontable, vu depuis la position repérée en 3-3 sur la figure 2; - la figure 4 est une vue en élévation du module de pompe, en coupe suivant la ligne 4-4 de la figure 3; - la figure 5 est une vue de c8té, en élévation et à plus grande échelle, de l'extrémité du cathéter de rétroperfusion, pourvue du ballon; - la figure 6 est une vue du cathéter de rétroperfusion, en coupe suivant la ligne 6-6 de la figure 5, illustrant la manière selon laquelle le ballon se rétrécit à l'intérieur de la veine; et - la figure 7 représente le circuit de commande du dispositif. La figure 1 représente la manière de brancher le dispositif de rétroperfusion pour fournir du sang oxygéné, provenant du système artériel du patient, à une veine conduisant à la partie menacée d'un muscle, cette veine étant par exepple la grande veine cardiaque partant du ventricule gauche du coeur 10 du patient. Le dispositif comprend un cathéter artériel, repéré d'une façon générale par la référence 12, et pouvant être introduit par l'artère fémorale du patient, puis poussé vers l'aorte descen- dante. Le cathéter artériel 12 communique avec une chambre de réservoir 14 alimentant à son tour une chambre de pompe, repérée d'une.façon générale par la référence 16, par l'intermédiaire d'un clapet de retenue 18. La sortie de la chambre de pompe 16 est reliée à un cathéter de rétroperfusion, repéré d'une façon générale par la référence 20, placé dans la veine choisie du patient, de manière à venir dans une position permettant de fournir du sang artériel oxygéné à la partie du muscle, tel que par exemple le muscle car- diaque, qui est menacée et nécessite un traitement. Comme cela est décrit plus en détails ci-après, le système pompe le sang artériel par le cathéter 12, stocke ce sang brièvement dans la chambre de réservoir 14, le transfère vers la chambre de pompe 16 d'o il est-pompé, par impulsions périodiques, vers le cathéter de rétroperfusion 20 pour pénétrer dans la veine du patient. La chambre de pompe 16 comprend un bulbe flexible 22 alternativement comprimé et relâché par un plongeur 24 venant en contact avec ce bulbe 22 et pouvant se rapprocher et s'écarter alternativement du bulbe pour comprimer celui-ci dans une course de pompage, puis le relAcher dans une course de remplissage. Le plongeur 24 est entrainé par un moteur linéaire à va-et-vient 26 synchronisé en vitesse et en course. Comme indiqué sur la figure , le cathéter de rétroperfusion 20 comprend un corps tubulaire 28 muni d'un ballon automatiquement gonflable et dégonflable 30 fixé à l'extrémité du corps 28. Le ballon est réalisé de façon que lorsqu'on pompe le sang par le cathéter, ce sang commence par remplir et gonfler le ballon 30. Le ballon se gonfle contre la surface de la lumière 29 de la veine, comme indiqué par les traits interrompus 31 de la figure 6, pour former un joint d'étanchéité temporaire entre le ballon et la veine pendant la course de pompage. La course de pompage est synchronisée de manière à se produire mndant la phase diastolique du rythme cardiaque du patient, afin d'optimiser le débit de sang vers le muscle cardiaque. Le ballon est réalisé de manière à se rétrécir après l'injec- tion en sens inverse de sang oxygéné, pour permettre ainsi au sang d'inverser son débit et de sortir du myocarde. Il est très important que le joint d'étanchéité entre le ballon et la veine soit réalisé et supprimé en synchronisme de phase convenable avec le rythme cardiaque du patient. Le cathéter comporte un orifice de sortie 32 à son extrémité libre. Le ballon 30 est monté sur le corps de cathéter 28 au voisinage de cette extrémité. La partie du corps de cathéter 28 contenue dans le ballon 30, est munie d'un certain nombre d'ouvertures 34 dont la section totale débou- chant dans le ballon, est supérieure à la section de l'orifice de sortie 32. Le fait que la section de débit de pénétration dans le ballon 30 soit plus grande que la section de l'orifice de sortie 32, a pour résultat de conduire à une plus grande:résistance à l'écoulement par l'orifice de sortie que par les ouvertures intérieures du ballon. Pendant une impulsion d'injection, le sang pompé par le cathéter tend tout d'abord à remplir et à gonfler le ballon 30 pour l'amener dans saconfiguration d'étanchéité contre la lumière de la veine (comme indiqué par les;traits interrompus 31 de la figure 6) avant tout débit de sang important par l'orifice de sortie 32. Lorsque le sang commence à couler par l'orifice de sortie 32, le ballon s'est déjà gonflé et a déjà assuré l'étanchéité, de manière à optimiser ainsi la quantité de sang oxygéné pompée en sans inverse vers la partie du muscle à traiter. Lorsque l'impulsion de pompage est terminée, la chute de pression sanguine dans le cathéter permet au sang contenu dans le ballon de s'échapper rapidement par les ouvertures intérieures relativement grandes 32 du ballon, ce qui permet ainsi au ballon de se rétrécir. Le ballon est réalisé de manière à se dégonfler et à se rétrécir suivant des lignes de pliage longitudinales, ce qui lui donne une configuration sensiblement en forme d'étoile, lorsqu'on le regarde depuis l'extrémité du cathéter, comme illustré sur les figures 5 et 6. La configuration en étoile ou à lobes multiples de la section du ballon, conduit à obtenir un certain nombre de lobes 36 et de canaux 38 alternés. Les canaux 38 forment un certain nombre de passages de section relativement importante permettant au sang de s'écouler rapidement au point de rétroperfusion. Le ballon est de préférence réalisé en vinyle ou en latex, par un procéde de coulage sur un mandrin de mise en forme présentant la configuration en forme d'étoile que le ballon doit de préférence prendre lorsqu'il est rétréci. Lorsque le matériau du ballon est formé sur le mandrin, et lorsqu'il a été détaché de celui-ci, ce matériau tend à prendre la configuration rétrécie en forme d'étoile, et à conserver ensuite cette forme. Le cathéter de rétroperfu- sion 20 est relié, par son extrémité opposée, au conduit de sortie 40 de la chambre de pompe 16, par exemple par un connecteur de Luer-Lok 42 monté sur les extrémités correspondantes du conduit 40 et du cathéter de retro- perfusion 20. La chambre de pompe 16 est remplie de sang par un orifice d'entrée à sens unique constitué par le clapet de retenue 18. Lorsque le bulbe élastique compressible 22 faisant partie de la chambre de pompe 16, est comprimé par une course du plongeur 24, le sang contenu dans la chambre de pompe 16 se trouve pompé par le cathéter de rétroperfusion, tandis que le clapet de retenue 18 de l'orifice de sortie à sens unique se ferme simultanément. Pendant la course de pompage, le ballon 30 se gonfle pour former un joint d'étanchéité contre la lumière de la veine, comme décrit ci-dessus, puis le sang oxygéné est pompé hors de l'orifice de sortie 32. Lorsqu'on relAche le bulbe compressible 22, par retrait du plongeur 24, l'élasticité propre du bulbe 22 le fait se dilater de nouveau vers sa configuration relâchée, ce qui permet à la chambre de pompe 16 de reprendre son volume normal. Cette opération produit dans la chambre de pompe 16, mune réduction de pression ouvrant le clapet de retenue à sens unique 18, et permet au sang d'être aspiré dans la chambre de pompe, à partir de la chambre de réservoir 14, pour préparer la chambre de pompe 16 à la course de pompage suivante. La réduction de pression produite par la dilatation du bulbe flexible 22 aspire également une certaine quantité de sang-dans le cathéter de rétroperfusion 20, ce qui accélère le rétrécissement du ballon 30. La chambre de réservoir 14 alimente la chambre de pompe 16 par l'intermédiaire du clapet de retenue à sens unique 18. La chambre de ré- servoir 14 est reliée, par un conduit d'entrée 13, au cathéter artériel 12 arrivant de l'artère du patient. Le conduit 13 est de préférence relié an permanence à la chambre de réservoir, et comporte une adaptation de Luer 15 au voisinage de son extrémité, cette adapta- tion 15 pouvant se relier à une adaptation de Luer correspondante placée à l'extrémité adjacente du cathéter artériel 12. L'adaptation de Luer 15 peut être munie d'un orifice latéral 17 assurant la communication avec le débit de sang artériel en amont de la chambre de réservoir 14. Le cathéter artériel 12 peut être choisi dans une grande variété de cathéters du commerce utilisables pour les liaisons artérielles. La chambre de réservoir 14 est également définie en partie par un bulbe flexible élastique 44. La chambre de réser- voir 14 est maintenue sous une légère pression négative par le bulbe 44 du réservoir qui, pendant le fonctionnement de la pompe, reste toujours comprimé. Le degré de compression du bulbe 44 du réservoir présente des oscillations pendant le fonctionnement de la pompe. La pression légèrement négative de la chambre de réservoir 14 contribue à évacuer le sang artériel du patient. Le bulbe 44 du réservoir est plus flexible et plus élastique que le bulbe compressible 22 de la chambre de pompe 16. Lorsque le bulbe de la chambre de pompe 22 est comprimé par le plongeur 24, le clapet de retenue 18 se ferme. L'élas- ticité naturelle du bulbe du réservoir 44 le fait alors se dilater vers sa position normalement déployée, ce qui pompe le sang artériel dans la chambre de réservoir 14. Comme cela sera décrit ci-après, la synchronisation du système est telle que le plongeur 24 s'est rétracté avant la dilatation complète du bulbe 44 du réservoir, en libérant ainsi le bulbe compressible plus rigide 22 de la chambre de pompe. Le bulbe plus rigide 22 de la chambre de pompe se dilate avec une force supérieure à celle développée par le bulbe 44 plus flexible du réservoir, Ainsi, lorsque le bulbe 22 de la chambre de pompe se dilate pour aspirer du sang oxygéné dans le réservoir, la pression réduite développée par la dilatation du bulbe 22 de la chambre de pompe, dépasse la force de dilatation du bulbe 44 du réservoir. Par suite, lorsque le bulbe 22 de la chambre de pompe se dilate, cette dilatation produit une aspiration suffisante pour rétrécir partiellement lebulbe 44 du réservoir. Lorsque le plongeur 24 comprime et libère alternativement le bulbe 22 de la chambre de pompe, le bulbe 44 du réservoir oscille entre une position partiellement rétrécie et une position plus fortement rétrécie. L'effet obtenu est de maintenir en permanence une pression négative dans le réservoir, et par conséquent sur le cathéter artériel. Les figures 2, 3 et 4 représentent un exemple de réalisation du système dans lequel le réservoir 14 et la pompe 16 sont réalisés sous la forme d'un module de pompe indiqué d'une façon générale par la référence 46. Le module de pompe 46 est monté de façon détachable sur le système d'en- trainement de la pompe, de façon qu'après avoir effectué une opération complète, on puisse jeter d'un seul bloc les parties du système venant en contact avec le sang, ces parties comprenant le cathéter artériel 12, le module de pompe 46, et le cathéter de rétroperfusion , pour remplacer ensuite ces parties par un nouveau module stérile 46 et de nouveaux cathéters stériles 12 et 20. Le module 46 est de préférence réalisé en matière plastique, et peut être moulé ou usiné. Dans l'exemple de réalisation représenté ici, le module 46 est moulé en deux parties comprenant une partie de réservoir 48 et une partie de pompe 50. Les parties 48 et 50 sont fixées ensemble, par exemple par des vis 52. Le bulbe 44 du réservoir est monté sur la partie de réservoir 48 du module 46, et coopère avec celui-ci pour former la chambre de réservoir 54. La partie de réservoir 48 peut être munie d'une cavité 49 formant une partie de la chambre de réservoir 54. Un conduit d'entrée 56 est formé dans la partie de réservoir 48, et communique, par un orifice d'entrée 58, avec la chambre de réservoir 54. Le conduit d'entrée 56 est en communication avec le conduit fixé solidement, par exemple par collage, à la partie de module 48. Le bulbe 22 de la pompe est monté sur la partie de pompe 50 et coopère avec cette partie de pompe 50 pour former la chambre de pompe 60. La chambre de pompe 60 peut également être définie en partie par une cavité, constituée par exemple par la cavité conique 51 formée dans la partie de pompe 50, et définissant une partie de la chambre de pompe 60. La chambre de pompe 60 communique avec l'orifice de sortie 40 de la pompe par un passage de sortie 62 formé dans la partie de pompe 50. La chambre de réservoir 54 et la chambre de pompe 60 sont reliées par un passage intérieur 64, 66, de manière à permettre au sang de passer de la chambre de réservoir 54 à la chambre de pompe 60. Dans la forme de réalisation illustrée ici, un joint d'étanchéité 68 est prévu à la jonction des segments de passage 64, 66, là o les parties de réservoir et de pompe 48, 50 se rejoignent. Le clapet de retenue 18 est formé le long du passage 64, 66, pour permettre au débit de ne passer seulement que du réser- voir à la chambre 54 puis à la chambre de pompe 60. Dans la forme de réalisation illustrée ici, le clapet de retenue est réalisé en ménageant un siège de soupape 70 dans le passage 64. Une bille 72 peut se déplacer librement dans une chambre de soupape agrandie 74 ménagée dans le passage 64. La bille 72 est retenue dans la chambre 74, de manière à ne pas boucher le passage 66, grâce à une tige transversale 76 fixée à l'anneau d'étanchéité 68, et traversant l'ouverture de cet anneau d'étanchéité. On remarquera, d'après ce qui précède, que lorsque la pression est appliquée à la chambre de pompe 60, la bille 72 se trouve poussée contre le siège de soupape , comme illustré en pointillés sur la figure 4, pour empocher ainsi tout débit de la chambre de pompe 60 vers le réservoir 54. Lorsque la pression régnant dans la chambre de pompe 60 est réduite, par exemple par retrait du plongeur 24, la bille 72 se trouve poussée dans la position d'ouverture représentée en traits pleins sur la figure 4, de manière à permettre le passage d'un débit de sang entre la chambre de réservoir 54 et la chambre de pompe 60. Les figures 2 et ' représentent la manière de monter le module de pompe 46 pour obtenir un fonctionnement selon l'invention. Le système comprend un chassis 78 supportant une plate- forme 80. Un porte-moduie 82 est monté sur la plate- forme 80 et constitue le support du module 46. Le porte-module 82 se présente sous la forme d'un anneau creux. Ce porte-module est placé sur la plate-forme 80 en coincidence avec une ouverture 86 de cette plate- forme 80. Le porte-module 82 est placé par rapport à l'ouverture 86 et au plongeur 24, de façon que le plongeur puisse traverser vers le haut l'anneau et l'ouverture 86 correspondante pour venir s'engager contre le bulbe de pompe flexible 22. Le module 46 est maintenu solidement en place sur le porte-module 82 par un dispositif de blocage 88. Dans la forme de réalisation illustrée ici, le dispositif de blocage 88 se présente sous la forme d'une vis pouvant se serrer contre la surface supérieure du module 46. La surface supérieure du module 46 peut 4tre munie d'une encoche 90 assu- rant un engagement plus str de l'extrémité de la vis de blocage 88, La vis de blocage 88 peut être supportée par une console convenable 92 fixée au chassis 78. Le système comprend un moteur linéaire 26 convenablement monté sur le chassis 78. Ce moteur 26 comporte une tige de sortie 94 pouvant aller et venir verticalement. La tige de sortie 94 est reliée à un noyau mobile 95 constitué par une bobine électrique. La bobine est placée dans un champ magnétique créé par la partie de stator 97 pouvant être constituée par des aimants permanents ou par un électro-aimant. Le courant passant d ns la bobine du noyau 95 réagit avec le champ magnétique créé par le stator 97, à la manière de la bobine mobile d'un haut-parleur, pour produire le mouvement de la tige de sortie 94. Le moteur 26 est conçu de façon que le mouvement de la tige 94 soit proportionnel à la tension appliquée à la bobine du noyau 95. La conception et la construction du moteur linéaire 26 sont classiques et ne seront donc pas décrites plus en détail. On décrira cependant ci-après le circuit de commande permettant de faire fonctionner le moteur 26. La tige de sortie 94 est reliée par une goupille 96 à une tige de liaison d'entrainement 98 pouvant pivoter, à son autre extré- mité, par rapport à la plate-forme 80, autour d'une tige de pivot 100. Le plongeur 24 est relié en pivo- tement à la tige de liaison d'entrainement 98 par le pivot 102. Une tige de liaison 104 est reliée at plongeur 24 et part vers le bas de celui-ci. L'extrémité inférieure de cette tige de liaison 104 est reliée à un transducteur de position linéaire 106. Le transducteur 106 est fixé au chassis par une console 108. Le trans- ducteur 106 détecte la position verticale de la tige 104 et du plongeur 24 en fournissant ainsi une indication du degré de compression du bulbe 22, et en assurant également la stabilisation de l'extrémité inférieure de la tige 104. Les deux bulbes 22 et 24 sont réalisés dans un matériau biologiquement inerte constitué par exemple par un composé de caoutchouc silicone convenable. Le bulbe 22 de la chmnabre de pompe est généralement cylindrique et présente une extrémité fermée hémisphérique. L'extrémité ouverte du bulbe peut être munie d'un bourrelet agrandi 110 venant se loger dans un passage annulaire 112 et formant une surface importante le long de laquelle le bourrelet peut être collé au module 46 par une colle convenable. L'épaisseur de paroi du bulbe 22 est parfaitement uniforme et relativement importante comparativement à celle du bulbe de réservoir 44 décrit ci-après. La taille et la forme du bulbe 22 associées à la taille du plongeur 24, permettent d'obtenir un fonctionnement par retournement en le roulant, comme indiqué en pointillés sur la figure 4, ce qui permet d'éviter tout frottement ou abrasion sur la surface intérieure du bulbe 22 lorsque celui-ci se dilate ou se contracte, en évitant ainsi que des particules du matériau du bulbe soient détachées et entrainées dans le courant sanguin. Le diamètre du plongeur 24 doit être choisi par rapport au diamètre intérieur du bulbe 22 de la pompe, de manière à obtenir l'effet de retroussement avec enroulement, comme indiqué ci-dessus. Si le plongeur 24 est trop grand, il peut en résulter une abrasion indésirable. Le fond du bulbe 22 peut être moulé de manière à comporter un bossage 114 sur son extrémité, ce bossage pouvant venir s'engager dans un logement 116 formé à l'extrémité supérieure du plongeur 24. Le bulbe 44 du réservoir est également réalisé en caoutchouc silicone convenable, et s'adapte dans une rainure de forme complémentaire 118 dans laquelle il est collé au module 46. Le bulbe 44 du réservoir peut comporter l'amincissement d'adaptation représenté sur la figure 4, ou présenter une configuration à bourrelet analogue à celle du bulbe 22 de la chambre de pompe. Le bulbe 44 du réservoir est également de forme générale cylindrique, sauf le fait que sa paroi de fond 120 est relativement plate et mince, et que sa paroi latérale 122 est plus épaisse que sa paroi de fond 120. Lorsque le bulbe 44 du réservoir se rétrécit, ce rétrécissement se fait de manière contrôlée dans la paroi de fond relativement mince 120. La figure 7 représente le circuit de commande permettant de commander le fonc- tionnement du moteur 26 pour obtenir l'effet de rétro- perfusion voulu. Comme indiqué sur la figure, le système de commande comprend un microprocesseur 140 pouvant par exemple être un dispositif de traitement d'infor- mation classique du commerce tel que le modèle 8096 fabriqué par Intel Corporation de San Diego, Californie. Un tel microprocesseur comporte typiquement un bus d'entrée 141 recevant l'information sous la forme de mots numériques. L'information reçue sur le bus d'entrée 141 peut être transférée dans une mémoire interne, et traitée par une logique arithmétique (non représentée). Le microprocesseur peut fournir les informations sous la forme de mots numériques, sur un bus de sortie 143. Au bus d'entrée 141 est branché un convertisseur analogique/numiérique 152 trans- formant les différents signaux d'entrée analogiques en mots numériques nécessaires pour commander le micro- processeur 140. Le signal d'entrée analogique appliqué au convertisseur analogique/numérique 152, est lui- même fourni par le multiplexeur 151, Ce multiplexeur 151 comporte trois entrées analogiques différentes pouvant être reliées sélectivement au convertisseur 152, sous la commande des signaux produits par le microprocesseur 140. Une entrée analogique comporte les signaux de synchronisation fournis par un équipement classique (non représenté) surveillant les signaux d'électrocardiogramme et/ou de pression sanguine du patient. Pendant le fonctionnement du système de rétroperfusion ci-dessus, ces derniers signaux synchronisent le fonctionnement de la pompe de rétroperfusion avec le rythme cardiaque systolique/ diastolique naturel du patient. Une autre entrée du multi- plexeur 151 est constituée par les signaux provenant d'un ensemble dtinterrupteurs ou potentiomètres manuels, ces signaux établissant le cycle de fonctionne- ment utile voulu du moteur 26, ainsi que le rythme de débit de sang voulu (ce rythme de débit est fonc- tion de la vitesse de l'organe de manoeuvre à moteur 24). _, Pendant le fonctionnement, le microprocesseur 140 reçoit également un troisième signal analogique de rétroaction de position provenant d'un transducteur de position linéaire 106 relié, par l'intermédiaire d'une tige 104, à la tige de manoeuvre 24 du moteur 26.- Le signal de position est appliqué au microprocesseur 140 de façon que celui-ci puisse détecter le moment o la tige 24 atteint la limite voulue de sa course. En réponse aux signaux d'entrée, le microprocesseur 140 fournit un signal de sortie numérique et ce signal est transformé en un signal analogique par le convertisseur numérique/analogique 442..Le signal analogique ainsi obtenu représente la vitesse voulue de la tige de manoeuvre 24 du moteur, correspondant à un rythme de débit voulu en un point donné du rythme systolique/diastolique du patient. Le;signal analogique de vitesse est appliqué à une entrée d'un amplificateur de puissance différentiel 150 dont la sortie entraine le moteur 26. L'autre entrée de l'amplificateur de puissance différentiel 150 est alimentée par le signal de sortie d'un différentiateur 148, par le fil 146. Le différentiateur 148 différentie le signal de position produit par le transducteur 106, et fournit ainsi un signal de rétroaction équivalent à la vitesse réelle de la tige de manoeuvre 24. Grâce à l'entrée différentielle de l'amplificateur 150, un signal équivalent à la différence entre le signal de vitesse voulue (produit par le convertisseur 142) et le signal de vitesse réelle(produit par le différentiateur 148, est appliqué au moteur 26 pour commander sa vitesse. Ce dispositif de commande est un dispositif de commande standard commandant le moteur 26 pour communiquer une vitesse constante à la tige de manoeuvre 24. Par suite, conformément au fonctionnement du circuit de commande, le micropro- cesseur 140 fait avancer la tige de manoeuvre à moteur 24, à vitesse constante, jusqu'à ce que cette tige de manoeuvre atteigne l'extrémité voulue de sa course, condition qui est alors détectée par le microprocesseur 140 grâce au signal de position appliqué à son entrée. A ce moment, le microprocesseur inverse le signe du signal de vitesse en provoquant le retour de la tige 24 en sens inverse, jusqu'à ce qu'elle atteigne l'extrémité opposée de sa course. La répé- tition de cette opération produit aune oscillation de la tige de manoeuvre 24 permettant d'obtenir l'effet de rétroperfusion voulu. u2580505 REVENDICATIONS 1- Système de pompe pour rétroperfusion sanguine, système de pompe caractérisé en ce qu'il comprend une chambre de pompe (22, 60) présentant un volume variable défini, en partie au moins, par un élément élastique flexible, cette chambre de pompe présentant une sortie pouvant être reliée à un cathéter de rétroperfusion(20), et une entrée destinée à recevoir le sang à rétroperfuser; une chambre (44, 54) de réservoir comportant une-entrée (13) pouvant se brancher de manière à recevoir le sang à rétroperfuser,et une entrée se branchant à la chambre de pompe, de manière à définir un passage de débit de sang entre l'entrée de la chambre de réservoir et la sortie de la chambre de pompe; un clapet de retenue (18, 72) permettant l'écoulement du sang de la chambre de réservoir vers la chambre de pompe, et empêche d'écoulement de la chambre de pompe vers la chambre de réservoir, des moyens (24) permettant de dilater et de contracter le volume de la chambre de pompe pour pomper ainsi le sang à travers l'orifice de sortie de la chambre de pompe de la contraction de la chambre de pompe, et pour remplir la chambre de pompe par le sang provenant de la chambre de réservoir, lors de la dilatation de la chambre de pompe. 2- Pompe selon la reven- dication 1, caracterisee en ce qu'elle comprend en outre des moyens permettant de maintenir la chambre de réservoir sous une pression négative, au moins pendant une partie du cycle de fonctionnement de la pompe, pour aider le remplissage de la chambre de réservoir par son orifice d'entrée. 3- Pompe selon la reven- dication 2, caractérisée en outre en ce que la chambre (44) du réservoir est formée en partie par un élément flexible élastique, cette chambre de réservoir pouvant se contracter en réponse à la dilatation de la chambre (22) de pompe (60) dans une phase de remplissage. 4- Pompe selon la revendi- cation 2, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre des moyens permettant de maintenir en permanence la chambre (44, 34) de réservoir (44, 54) sous une pression négative, pendant le cycle de fonctionnement de la pompe, pour pomper en permanence le sang dans la chambre de réservoir. - Pompe selon la reven- dication 1, caractérisée en outre en ce que la chambre de pompe (22, 60) est formée, en partie au moins, par un élément élastique flexible réalisé et disposé de manière à se dilater sous l'effet de son élasticité propre. 6- Pompe selon la revendi- cation 5, caractérisée en outre en ce que la chambre de réservoir (44, 54) est définie, en partie au moins, par un élément flexible;-et en ce que l'élément élastique flexible de la chambre de pompe (22, 60) est plus rigide que l'élément élastique flexible de la chambre de réservoir, de façon que la chambre de réservoir se contracte lorsque le volume de la chambre de pompe se dilate. 7- Pompe selon la revendi- cation 5, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre des moyens (24) permettant de comprimer et de relâcher alternativement l'élément flexible de la chambre de pompe. 8- Pompe selon la revendi- cation 7, caractérisée en ce que les moyens permettant de comprimer et de relâcher alternativement la chambre de pompe, comprennent un organe de manoeuvre (24) pouvant se rapprocher et s'écarter de l'élément flexible de la chambre de pompe, et des moyens d'en- trainement (26) permettant de rapprocher et d'écarter l'organe de manoeuvre de la chambre de pompe. 9- Pompe selon la reven- dication 7, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre un carter (46), les chambres de pompe et de réservoir étant définies, en partie au moins, par ce carter, et un chassis (80, 88, 92) permettant de supporter le carter de façon démontable, dans une position prédéterminée par rapport aux moyens destinés à comprimer et à relâcher alternativement la chambre de pompe. - Pompe selon la reven- dication 6, caractérisée en outre en ce que l'4lément élastique de la chambre de pompe est réalisé dans un matériau élastomère présentant une partie cylindrique et une partie hémisphérique prolongeant l'extrémité de la partie cylindrique, avec une épaisseur de paroi sensiblement constante; et en ce que l'élément flexible élastique de la chambre de réservoir est réalisé dans un matériau élastomère dont une partie au moins est plus mince et plus flexible que l'élément élastique flexible de la chambre de pompe. 11- Pompe selon la reven- dication 10, caractérisée en ce que l'élément élastique flexible du réservoir comprend en outre un élément cylindrique (122) muni d'une paroi d'extrémité (120), la partie cylindrique de cet élément étant relativement épaisse, et sa paroi d'extrémité étant relativement mince, cette paroi d'extrémité formant la partie la plus flexible de l'élément. 3 5 12- Pompe selon la revendi- cation 5, caractérisée en ce qu'elle comprend en outre un cathéter de rétroperfusion (30) relié à la sortie de la chambre de pompe, et un cathéter artériel (12) relié à l'entrée de la chambre de réservoir. 13- Pompe selon la revendi- cation 9, caractérisée en outre en ce que le carter contient une cavité (46, 51) définissant en partie le chambre de pompe; en ce que le reste de cette chambre de pompe est défini par le bulbe élastique flexible (22), ce bulbe étant fixé au carter devant la première cavité; en ce que le carter comporte une seconde cavité (49) définissant en partie lachambre de réservoir; en ce que l'élément élastique flexible de la chambre de réservoir est formé par un bulbe élastique flexible monté sur le carter devant la seconde cavité; en ce que des conduits (64, 66) traversant le carter, assurent la communication entre les première et seconde cavités; et en ce que un clapet de retenue (72) est monté dans le conduit intérieur du carter. 14- Module jetable pour pompe de rétroperfusion selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un boitier (46); une paire de chambres formées sur ce boitier, ces chambres comprenant une chambre de pompe et une chambre de réservoir, chacune de ces chambres étant définie, en partie au moins, par un élément élastique flexible; des moyens (56) prévus sur le boitier pour former une entrée de la chambre de réservoir; des moyens (62) prévus sur le boitier pour former une sortie de la chambre de pompe; des conduits traversant le boitier et assurant la communication entre les chambres; et un clapet de retenue prévu dans le conduit pour permettre le débit dans un seul sens entre la chambre de réservoir et la chambre de pompe. 15- Module jetable selon la revendication 14, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un cathéter de rétroperfusion (26) relié à la sortie de la chambre de pompe; et un cathéter artériel (12) relié à l'entrée de la chambre de réservoir. 16- Module selon la revendication 14, caractérisé en ce que les éléments élastiques flexibles de la chambre de pompe et de la chambre de réservoir, sont constitués-par des bulbes montés sur le boitier. 17- Module de pompe selon la revendication 16, caractérisé en ce que le bulbe (22) de la phambre de pompe est réalisé et disposé de manière à s'enrouler, sans contact de frottement interne des parois du bulbe, lorsque ce bulbe est enfoncé par un organe de manoeuvre, ce bulbe de pompe étant réalisé sous une forme cylin- drique à extrémité hémisphérique, et présentant une épaisseur de paroi uniforme dans chacune des parties cylindrique et hémisphérique. 18- Module de pompe selon la revendication 17, caractérisé en ce que le bulbe (44) du réservoir présente des parois latérales relativement épaisses et une paroi de fond mince flexible, la paroi de fond flexible mince étant plus mince que la paroi du bulbe de la chambre de pompe. 19- Procédé de fonctionnement d'un dispositif de pompe pour rétroperfusion selon la revendication 1, ce cathéter comportant une tige princi- pale (28) traversas sur toute sa longueur par une lumière, la lumière se terminant par un orifice de sortie (32) à l'extrémité de la tige, un ballon (30) de rétroperfusion étant placé à l'extrémité distante de la tige, la tige comportant des ouvertures (34) faisant communiquer la lumière de cette tige avec l'intérieur du ballon de rétroperfusion, la surface des ouvertures débouchant dans le ballon, étant plus grande que la surface de l'orifice de sortie du cathéter, procédé caractérisé en ce que on applique une impulsion de sang dans le cathéter, sous une pression positive et pendant une durée prédé- terminée suffisante pour produire le gonflage du ballon (30) de rétroperfusion, et pour éjecter un volume de sang par l'orifice de sortie (32) du cathéter; et on coupe cette impulsion de pression positive pour la faire suivre par une impulsion de pression négative appliquée à la lumière, de manière à accélérer la contraction du ballon de rétroperfusion.