FR 2916358 A1 20081128 FR 0853373 A 20080523 Malgré les investissements en termes de recherche, de formation, d'équipement et d'infrastructure, les chances de survie à la suite d'un arrêt cardiaque inopiné n'ont quasiment pas changé au cours des vingt dernières années. En moyenne, le taux de survie est approximativement de 5 % aux USA et en Europe, mais peut descendre jusqu'à 2 % dans les plus grandes villes, ou dépasser les 20 % dans les villes disposant des meilleures installations scientifiques et universitaires. Un facteur influençant les chances de survie est le temps qui s'écoule entre le début de l'arrêt cardiaque et le début du traitement professionnel. Ce temps varie énormément. On sait que les organes vitaux peuvent supporter une durée d'approximativement 5 à 10 minutes sans perfusion avant qu'une réanimation ne produise ses effets, et après cette période, les chances de survie se réduisent d'environ 5 à 10 à chaque minute, de sorte qu'après environ 15 à 20 minutes, les chances de survie sont très réduites. Il existe donc un besoin d'étendre la 25 fenêtre temporelle relative à l'opportunité de récupérer d'un arrêt cardiaque. Un autre facteur de survie est que le traitement actuel des compressions thoraciques, les ventilations, la défibrillation et les médi- 30 caments n'abordent pas la cause sous-jacente de l'arrêt. Certains coeurs sont tout simplement trop fragilisés pour pouvoir être relancés, même si une RCP, des médicaments et une défibrillation sont administrés selon les meilleures pratiques. Un grand nombre de patients qui ne bénéficient pas d'une reprise de circulation spontanée dans un délai de quelques minutes après le début des tentatives de réanimation pourraient profiter des bénéfices d'une RCP continue pour conserver les organes vitaux intacts, qui s'ensuivrait de l'application d'un quelconque moyen externe de mise en circulation qui permettrait de gagner du temps pour qu'un traitement correcteur puisse être apporté à l'hôpital. Un autre facteur affectant les chances de survie concerne les lésions par reperfusion. La mort cellulaire a lieu non seulement en consé- quence d'une ischémie, mais également en fonction d'une reperfusion. Dans une situation d'arrêt cardiaque subit, on a découvert des éléments suggérant que la majeure partie de la mort cellulaire et des dégâts irréversibles ultérieurs subis par les organes a lieu lors-qu'une perfusion est remise en place en raison de la mise en circulation de composants toxiques qui se sont développés au cours de l'ischémie. Ceci est décrit par exemple par Vanden Hoek, et. al. dans . "Reperfusion, not simulated ischemia, initiates intrinsic apoptiosis injury in chick cardiomyocytes", Am J Physiol Heart Circ Physiol, 284 : H141-H150, 2003. Un troisième facteur qui peut améliorer les chances de survie concerne l'hypothermie induite. On sait qu'une hypothermie thérapeutique est bénéfique après un arrêt cardiaque et qu'une réfrigération intra-arrêt est bénéfique tant du point de vue de la réussite d'une défibrillation que des chances de survie à la sortie de l'hôpital. La réfrigération semble également ralentir la vitesse de mort cellulaire provoquée par une reperfusion après un arrêt cardiaque. Ceci est décrit par exemple par Abella, et al. dans "Intra-Arrest Cooling Improves Outcomes in a Murine Cardiac Arrest Model.", Circulation 2004 ; 109 ; 2786-2791. La méthode la plus utilisée pour augmenter la fenêtre temporelle consiste à effectuer une réanimation cardiopulmonaire (RCP) sur la victime d'un arrêt cardiaque. La RCP est une procédure effectuée dans le cadre des premiers secours de sauvetage en cas d'arrêt cardiaque subit. La procédure comprend des compressions thoraciques et une ventilation. Il existe cependant des limites à ce procédé. La personne effectuant la RCP peut ne pas être suffisamment qualifiée ou motivée, la réalisation d'une RCP en ambulance se heurte à des difficultés, le nombre de sauveteurs aptes à réaliser une RCP et à réaliser d'autres activités nécessaires en même temps est insuffisant, il est difficile d'effectuer une RCP sur une longue période de temps, et l'efficacité de génération d'une circulation par la RCP est également réduite dans le temps. Ceci a engendré le besoin d'une dérivation cardiopulmonaire d'urgence (eCPB . emergency cardiopulmonary bypass). Une dérivation cardiopulmonaire (CPB cariopulmonary bypass) (également dénommée parfois machine coeur-poumon) est une technique qui remplace temporairement le coeur et les poumons au cours d'un arrêt cardiaque. Celle-ci a traditionnellement été utilisée dans les hôpitaux au cours d'une opération chirurgicale, pour l'induction d'une hypothermie corporelle totale, en tant que soutien vital pour des nouveau-nés atteints de graves anomalies congénitales ou pour oxygéner et maintenir en vie des bénéficiaires de transplantation d'organes jusqu'à ce que de nouveaux organes puissent être obtenus. Ces machines traditionnelles ne conviennent pas habituellement pour une utilisation d'urgence, car elles ne sont pas portables, elles exigent des qualifications particulières pour leurs mises en fonctionnement et ne sont pas facilement transportées jusqu'à l'endroit où se trouve la victime d'un arrêt cardiaque ou d'un traumatisme. On assiste cependant à l'application croissante de la CPB, même chez des patients ayant subi un arrêt cardiaque. Le document U.S. 5308320 décrit un appareil de dérivation cardiopulmonaire portable et modulaire qui peut être transporté sur le lieu d'un accident ou auprès d'une victime de crise cardiaque. L'appareil comprend des cathéters à ballonnet qui sont utilisés pour répartir le flux sanguin dans des parties spécifiques du corps, par exemple, administrer un médicament uniquement à quelques parties du corps. Le document U.S. 2005/0027231 décrit une machine coeur-poumon mobile qui comprend deux modules séparés. Un module comprend des éléments qui mettent le sang en circulation, reçoivent les signaux biochimiques et physiologiques et mettent en oeuvre les signaux de commande, c'est ce que l'on appelle "un module à usage unique". L 'autre module comprend des éléments d'entraînement et de commande automatique, ce que l'on appelle "un module réutilisable". Cette concep- tion à deux modules permet une réutilisation rapide de la machine. Ces appareils de dérivation cardiopulmonaire disposent d'un oxygénateur dans le circuit de dérivation qui transfère l'oxygène au sang perfusé et élimine le dioxyde de carbone du sang veineux, c'est-à-dire, un échange gazeux. L 'oxygénateur présente un facteur de risque pour ces appareils, car le sang est exposé sur une superficie importante de l'oxygénateur et peut coaguler. L'oxygénateur est également d'une grande taille et rend l'appareil encombrant et complexe ainsi que plus coûteux en utilisation. Le document U.S. 4756705 décrit un système coeur-poumon qui utilise les poumons du patient en tant qu'oxygénateur. Le coeur et les poumons sont couplés en deux circuits, prélevant du sang du coeur dans un réservoir veineux, l'envoyant au travers des poumons et prélevant le sang oxygéné dans un réservoir artériel où il est réchauffé et envoyé dans le corps. Il s'agit d'un système compliqué équipé d 'une pluralité de cathéters, de deux pompes séparées destinées à pomper le sang dans le corps et deux réservoirs sanguins séparés. Ce système ne conviendra pas à une utilisation d 'urgence et n'est pas portable. L'objet de la présente invention consiste à surmonter les problèmes de la technique anté- 6 2916358 rieure et de mettre à disposition un dispositif de dérivation cardiopulmonaire d'urgence qui soit moins coûteux et d'une taille et d'une 5 complexité réduites et qui réduise également les risques de fragilisation de la biocompatibilité. L'invention n'est pas limitée à un appareil de dérivation cardiopulmonaire d'urgence, l'appareil selon l'invention peut également être 10 utilisé dans des hôpitaux pour des opérations plus classiques qui exigent l'utilisation d'une dérivation cardiopulmonaire. Le dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon l'invention comprend un premier tube 15 agencé pour être relié à une veine et un second tube agencé pour être relié à une artère, une pompe reliée entre les premier et second tubes et agencée pour, dans un premier mode, pomper un fluide dans une direction et dans un second 20 mode, pomper un fluide dans la direction opposée, et une unité de commande reliée à la pompe et agencée pour commander le fonctionnement de la pompe. Les premier et second tubes peuvent être des 25 canules, des cathéters ou d'autres dispositifs tubulaires qui conviennent pour extraire et/ou renvoyer du sang depuis/vers des veines/des artères. Les tubes peuvent être reliés à une quelconque veine principale et/ou artère, par 30 exemple, l'artère et la veine fémorales. La pompe peut être une quelconque pompe appropriée. Une pompe à rouleaux peut être un choix approprié en termes de coût, de complexité et de risque. Une pompe à rouleaux n'a aucun contact avec le fluide pompé, mais déplace le fluide à l'intérieur d'une tubulure en poussant un ensemble de rouleaux contre la tubulure dans la direction d'écoulement souhaitée. la pompe peut être une pompe bidirectionnelle ou peut être reliée à un agencement, par exemple, de valves, qui permet un pompage dans deux directions différentes. L'unité de commande commande le fonctionnement de la pompe ainsi que d'autres unités pouvant être commandées qui peuvent être comprises dans, ou reliées au dispositif. L'unité de commande peut être un dispositif mécanique ou électrique qui peut régler la direction et/ou la grandeur du débit de la pompe. Une unité de commande mécanique peut par exemple être réalisée par un moteur qui est agencé pour changer de direction après un certain nombre de rotations, un couplage entre un moteur et un rotor qui est agencé pour changer la direction de rotation, etc.. Une unité de commande électrique peut être par exemple une unité de commande logique programmable ou un autre dispositif programmable qui est relié au moteur. Dans un mode de réalisation, le dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon l'invention comprend un réservoir de fluide relié à la pompe. Le réservoir de fluide peut être utilisé pour l'ajout d'un volume à l'écoulement pompé, afin de compenser une perte relative de volume vasculaire effectif en raison d'une perte de tonicité des vaisseaux au cours d'un arrêt cardiaque. Le réservoir de fluide est relié au côté basse pression de la pompe. Dans la mesure où le côté basse pression alternera lorsque la direction de la pompe alternera, le réservoir de fluide peut être relié aux deux côtés de la pompe, et les connexions étant ouvertes/fermées à mesure que la direction de pompage change. Cette ouverture/fermeture des connexions peut être agencée par la mise à disposition d'une valve anti-retour dans chaque connexion ou par des valves commandées de manière électro- magnétique reliées à, et commandées par l'unité de commande. Dans un mode de réalisation de l'invention, le dispositif de dérivation cardiopulmonaire comprend un élément de restriction variable qui est relié au second tube. L'élément de restriction peut être agencé dans ou de façon adjacente au tube dans une position dans laquelle le degré de restriction oriente l'écoulement sanguin vers des parties spécifiques du corps. L'élément de restriction peut, par exemple, être réalisé sous la forme d'un ballonnet qui peut être gonflé et/ou dégonflé. Ce gonflement/dégonflement du ballonnet empêche/ autorise un écoulement sanguin, par exemple, en empêchant/en abaissant l'écoulement sanguin vers des parties inférieures du corps où l'écoulement sanguin est moins crucial, autorisant ainsi un écoulement sanguin plus important vers la tête et le coeur. La régulation de l'élément de res-triction, par exemple, un gonflement et un dégonflement du ballonnet, peut être effectuée manuellement ou automatiquement. L'élément de restriction peut être relié à, et commandé par l'unité de commande. Dans un mode de réalisation, le dispositif de dérivation cardiopulmonaire comprend un certain nombre de capteurs reliés à l'unité de commande. Les capteurs peuvent être des capteurs de temps, des capteurs de température, des capteurs de niveau d'oxygène, des capteurs de gaz du sang, des capteurs de pression, des capteurs de dioxyde de carbone ou une combinaison de ces capteurs. Les capteurs peuvent être, par exemple, compris dans les valves reliant un réservoir de fluide à la pompe de fluide, où les capteurs peuvent être situés à d'autres endroits appropriés dans le trajet du fluide, tel que l'orifice d'admission/l'orifice de refoulement d'une pompe, près de l'élément de restriction variable, etc. Les données de capteur peuvent être utilisées par l'unité de commande pour commander le fonctionnement de la pompe, de l'élément de restriction et/ou des valves. Le dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon l'invention peut, dans un mode de réalisation, comprendre un dispositif de ventilation afin de fournir aux poumons une quantité suffisante d'oxygène pour l'échange gazeux. Le dispositif de ventilation peut être un dispositif de ventilation manuel ou un dispositif de ventilation automatique. Le dispositif de ventilation peut être relié à l'unité de commande. L'unité de commande peut utiliser des données provenant des capteurs afin de commander le dispositif de ventilation, par exemple, des signaux de capteur d'oxygène et de CO2 indiquant le besoin en une quantité supérieure ou infé- rieure d'oxygène dans le sang peuvent être utilisés pour commander le taux ou le volume de renouvellement d'air. Dans un mode de réalisation, un tube d'insufflation continu d'oxygène (CIO : Continuous Insufflation of Oxygen), fournissant un écoule-ment continu d'oxygène dans les poumons (par exemple de 15 à 30 litres par minute) qui amène un échange gazeux et un certain niveau de pression positive continue (PPC) afin d'aider au maintien de la dilatation des poumons dans le but de garantir une surface utile des poumons maximale pour un échange gazeux. L'unité de commande peut comprendre un dispositif de retour d'informations destiné à offrir à un sauveteur un retour d'informations. Le retour d'informations peut par exemple consister en instructions sur la façon d'améliorer les ventilations en augmentant/en diminuant le taux et/ou le volume de renouvellement d'air. Le dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon l'invention ne comprend pas d'oxygénateur externe. L'invention va maintenant être décrite de façon plus détaillée au moyen d'un exemple et en 30 se référant aux figures jointes. La figure 1 représente le principe du dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon l'invention. La figure 2 est similaire à la figure 1 mais 5 illustre la résistance vasculaire de différentes parties d'un corps. La figure 1 illustre un modèle 10 du dispositif de dérivation cardiopulmonaire selon la présente invention relié à un corps 23. Le 10 dispositif 10 comprend des premier et second tubes 13 et 14 destinés à être reliés à des veines 15 et des artères 16, respectivement. Les éléments 15 et 16 sont destinés à illustrer une veine principale et une artère, par exemple, la 15 veine et l'artère fémorales. Une pompe 11 est reliée entre les premier et second tubes 13 et 14, dans cet exemple, il s'agit d'une pompe bidirectionnelle, reliée à un dispositif de réfrigération. Le dispositif de réfrigération 20 peut réfrigérer le sang afin de réduire le niveau du métabolisme et augmenter ainsi les chances de guérison. Une unité de commande 12 est reliée à la pompe et commande la pompe en rapport avec le 25 volume de l'écoulement, la direction d'écoulement, le débit, etc. Un ensemble de capteurs 22 et 22' est relié à l'unité de commande 12 et peut être utilisé en tant qu'entrée pour commander la pompe 11. Les 30 capteurs peuvent être agencés pour mesurer le temps, la température, l'oxygénation (par exem- ple par spectroscopie infrarouge), les gaz du sang, la pression, l'écoulement, le dioxyde de carbone, etc. Les signaux de capteur peuvent être utilisés par l'unité de commande, par exemple, en comparant les données de mesure à des niveaux préréglés inférieur et supérieur pour les différents chiffres. Lorsque le dispositif fonctionne dans le mode à déplacement vers l'avant, du sang est drainé du côté veineux 16 et pompé du côté artériel 15. Ceci résulte en une pression de perfusion qui entraîne le sang au travers de la tête et des bras 21, du coeur 19 et des portions inférieures 18 du corps. Au cours de ce mode à déplacement vers l'avant, de l'oxygène est con-sommé, amenant ainsi un changement des niveaux d'02 ou de CO2. Dans un agencement habituel, l'unité de commande 12 mettra en fonctionnement la pompe dans le mode à déplacement vers l'avant (la première direction) jusqu'à ce que les capteurs indiquent que le niveau d'02 ou de CO2 se trouve en dehors de la plage souhaitée, par exemple, au-dessous d'un niveau inférieur ou supérieur préréglé, respectivement. Lorsque ceci se produit, l'unité de commande 12 renversera la marche de la pompe 11, pompant ainsi du sang au travers des poumons 20 où un échange gazeux a lieu, jusqu'à ce que les capteurs indiquent qu'un niveau réglé souhaité a été atteint. Ceci peut exiger un quelconque moyen d'activation de ventilation des poumons. Dans un mode de réalisation, l'unité de commande émet un signal à destination de l'opérateur pour débuter la ventilation, en utilisant habituellement un dispositif de réanimation manuel. Dans un autre mode de réalisation, l'unité de commande envoie un signal vers un dispositif de ventilation automatique, pour démarrer la ventilation. Dans un troisième mode de réalisation, un tube d'insufflation continu d'oxygène (CIO) (tel que celui inventé par Boussignac) est prévu de telle manière qu'il existe un écoulement continu d'oxygène dans les poumons (disons de 15 à 30 litres par minute) qui amène un échange gazeux et un certain niveau de PPC (pression positive continue) afin d'aider à conserver la dilatation des poumons pour garantir une surface utile maximale des poumons pour un échange gazeux. Dans l'agencement le plus simple, la pompe prévoira la circulation dans la direction avant de l'écoulement pendant un nombre de secondes préréglé, suivie d'une période de temps préréglé avec une circulation dans la direction inverse, et ainsi de suite. Un quelconque moyen de signalisation pourrait être mis à la disposition de l'opérateur pour lui permettre de connaître les périodes au cours desquelles la pompe fonctionne dans la direction inverse, de telle manière que l'opérateur puisse procéder aux ventilations dans le même temps. Un tel moyen de signalisation pourrait être visuel ou sonore, ou une combinaison de ces deux aspects. Sur la figure 1 est également représenté un ballonnet gonflable/dégonflable 24 agencé dans le second tube 16. Le ballonnet 24 est situé de telle manière que lorsqu'il est gonflé, il empêche une partie du sang de se diriger vers les régions inférieures du corps. Le gonflement du ballonnet 24 peut être soit manuel soit automatisé. S'il est automatisé, son gonflement et son dégonflement sont commandés par l'unité de commande 12. Lors d'un arrêt cardiaque et au cours de périodes d'écoulement faible, le niveau de métabolisme est réduit en comparaison du niveau normal. Avec une réduction de la température, qui a lieu spontanément au cours d'un arrêt et d'un choc cardiaque, et qui peut en outre être obtenue en appliquant des techniques de réfrigération, le niveau du métabolisme est même davantage réduit. La pompe 11 peut ainsi, dans certains cas, être conçue pour assurer des niveaux de circulation inférieurs à la normale sans que ceci ait un effet négatif. Ceci autorisera une miniaturisation et un coût inférieur de l'assemblage de pompe. Afin d'empêcher ou de ralentir la vitesse de mort cellulaire associée à une reperfusion, la pompe 11 peut être agencée en combinaison avec un mécanisme d'échange de chaleur, pour autoriser un refroidissement rapide du sang. Ceci est habituellement réalisé en plongeant les tubes transportant le sang dans un fluide réfrigéré, où le matériau du tube est tel qu'un transfert de chaleur est suffisamment efficace. Dans la mesure où les vaisseaux du corps tendent à se relâcher lors d'un arrêt cardiaque, les vaisseaux se dilatent. Ceci a deux effets premièrement, le volume de sang effectif nécessaire pour remplir les vaisseaux augmente, et deuxièmement, la résistance vasculaire diminue. Afin de compenser la perte relative de volume vasculaire effectif, le dispositif selon l'invention peut comprendre un réservoir de fluide 17 relié au côté basse pression de la pompe 11. Dans un fonctionnement classique, si la quantité de sang qui peut être drainé depuis le côté basse pression est inférieure à ce qui est nécessaire pour générer une pression de perfusion souhaitée, l'unité de commande 12 peut ouvrir le réservoir de fluide 17 pour un approvisionnement en fluide à partir de ce dernier. Le réservoir de fluide 12 pourrait également assurer l'administration d'un médicament, dans la mesure où certains médicaments se sont révélés efficaces dans la réduction de la vitesse de mort cellulaire provoquée par une reperfusion. Ceci signifie que le réservoir de fluide 12 peut contenir du sang, une solution saline, des médicaments, des composants sanguins, etc. Le réservoir de fluide peut également être refroidi. Sur la figure 2, des unités habituelles de résistance vasculaire ont chacune été affectées aux différentes portions du corps. Habituelle-ment, le sang circule avec un débit de 5 1/min. En normalisant cet écoulement à 1, et en envisageant une répartition habituelle de l'écoulement, on peut calculer les éléments suivants . Écoulement vers la tête et les bras 20 % Pression de perfusion moyenne : 80 mmHg Résistance vasculaire : 80/0,2=400 Écoulement vers l'artère coronaire Pression de perfusion moyenne Résistance vasculaire :80/0,05=1600 5 o 80 mmHg Écoulement vers les parties inférieures du corps Pression de perfusion moyenne ; Résistance vasculaire :80/0,75 = 106 Écoulement au travers des poumons 100 % Pression de perfusion moyenne 15 mmHg Résistance vasculaire : 15/1 = 15 Ces nombres démontrent clairement qu'un ballonnet pourrait être efficace dans l'orientation de l'écoulement à déplacement vers l'avant vers le coeur et le cerveau. Ces nombres démontrent également qu'unique-ment une faible pression peut être nécessaire du côté veineux afin de disposer d'une pression de perfusion sur les poumons suffisante pour amener un écoulement sanguin nécessaire pour un échange gazeux efficace. Par exemple, si la pompe pouvait fournir un débit de 5 1/min, une seule minute serait nécessaire pour mettre en circulation la totalité du volume systémique au travers des poumons, et avec une pression de perfusion de 15 mmHg, il est probable que la pression veineuse serait proche de 20 mmHg, ce qui pourrait ne pas être un problème. On suppose en outre, dans le modèle de la figure 2, que la valve pulmonaire et la valve aortique sont fonctionnelles, de telle manière qu'un écoulement pulmonaire rétrograde est limité. Le modèle comporte également les valves veineuses dans les parties inférieures du corps. Ces dernières ne sont pas fondamentales, car la résistance vasculaire est bien inférieure dans 75 % 80 mmHg les poumons, et tout écoulement rétrograde dans les parties inférieures provoqueraient peu de réduction de l'écoulement pulmonaire antégrade. Sur les figures . RA représente l'atrium droit RV représente le ventricule droit LA représente l'atrium gauche LV représente le ventricule gauche. Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation ci-dessus décrits et représentés, à partir desquels on pourra prévoir d'autres modes et d'autres formes de réalisation, sans pour autant sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) comprenant un premier tube (13) agencé pour être relié aux veines (15) et un second tube (14) agencé pour être relié aux artères (16), caractérisé en ce qu'il comprend également une pompe (11) reliée entre les premier et second tubes et agencée pour, dans un premier mode, pomper un fluide dans une direction et, dans un second mode, pomper un fluide dans la direction opposée, et une unité de commande (12) reliée à la pompe et agencée pour commander le fonctionnement de la pompe. 2. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que la pompe (11) est une pompe à rouleaux. 3. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif comprend un réservoir de fluide (17) relié à la pompe (11). 4. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'un ballonnet (24) qui peut être gonflé et/ou dégonflé est relié au second tube (14). 5. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 4, caractérisé en ce que le ballonnet (24) est relié à l'unité de commande (12). 6. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif comprend un certain nombre de 19 2916358 capteurs (22, 22') reliés à l'unité de commande (12). 7. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 6, caractérisé en ce 5 que les capteurs (22, 22') sont des capteurs de temps, des capteurs de température, des capteurs de niveau d'oxygène, des capteurs de gaz du sang, des capteurs de pression, ou des capteurs de dioxyde de carbone ou une combinaison de ces 10 capteurs. 8. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un dispositif de ventilation. 9. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire 15 (10) selon la revendication 8, caractérisé en ce que le dispositif de ventilation est un dispositif de ventilation manuel. 10. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 8, caractérisé en ce 20 que le dispositif de ventilation est un dispositif de ventilation automatique relié à l'unité de commande (12). 11. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce 25 que l'unité de commande (12) comprend un dispositif de retour d'informations destiné à offrir un retour d'informations à un sauveteur. 12. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 11, caractérisé en 30 ce que l'unité de commande (12) comprend un dispositif de retour d'informations destiné àfournir un retour d'informations concernant des ventilations. 13. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 8, caractérisé en ce que le dispositif de ventilation est un tube destiné à une insufflation continue d'oxygène. 14. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'unité de commande (12) est un dispositif mécanique qui peut régler la direction et/ou la grandeur du débit de la pompe (11). 15. Dispositif de dérivation cardiopulmonaire (10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'unité de commande (12) est un dispositif électrique qui peut régler la direction et/ou la grandeur du débit de la pompe (11).