Ein neues In-vitro-System zur Bestimmung der Hämolyse mit Blutpumpen
D. Demierre, D. Maass, E. Garcia, S. Geroulanos, G. K. Uhlschmid, M. Turina
Summary:
A new in-vitro test-system to measure the degree of hemolysis caused hy blood-pumps, was developed and tested with a roller-(sarns) and
2 centrifugale pumps (Biomedicus and Medtronic).
The roller-pump causes a 10 times higher hemolysis than the centrifugale-pumps.
Our system can also be used to test other HLM components.
I. Einleitung
Eine Vielzahl von Blutpumpen für die EKZ, Herzunter
stützung und Herzersatz werden produziert. Verfolgt man
die Literatur (3,4,6 – 9), so können wir feststellen, daß jeder
Hersteller von Blutpumpen und jede Forschergruppe ein
anderes Verfahren benützt, um die Hämolyse zu bestim
men. Dies läßt keinen direkten Vergleich zwischen den
verschiedenen Datenblättern zu.
Dieser Umstand hat uns angeregt, ein einfaches, billiges
und universal anwendbares System zu entwickeln. Dies er
laubt uns einen direkten Vergleich zwischen den angebote
nen Blutpumpen in bezug auf die Hämolyse zu ziehen.
II. Material und Methode
a) Blutreservoir
Die Konstruktionsanforderungen des Blutreservoirs waren
– Vermeidung von großen Akzelerationen oder Deakzele-
rationen des Blutes
– keine Schaumbildung
– billig
– gut zu reinigen
– universal anwendbar
Abbildung 1 zeigt unser Reservoir mit allen technischen Ma
ßen. Die blutberührenden Flächen müssen nach der Verar
beitung poliert werden. Als Herstellungsmaterial haben
wir Plexiglas verwendet. Die symmetrische Bauweise er
laubt eine gute Anpassung an jedes System.
Die konischen Ein- und Ausläufe bewirken einen raschen
und schonenden Druckabfall auf der Einlaßseite und eine
zunehmende Beschleunigung des Blutes am Auslaß. Da
durch wird ein Schäumen des Blutes vermieden. Ein Luer-
Anschluß auf der Eingangsseite ist für die Füllung des
Systems sowie Probeentnahmen vorgesehen. Eine Öffnung
mit Luer-Anschluß auf der Oberseite des Zylinders erlaubt
die Entlüftung des ganzen Systems. Der Zylinder kann für
eine gründliche Reinigung geöffnet werden.
Der Rest des Systems besteht aus zwei 140 cm langen
Schläuchen mit 3/8“ Durchmesser. An der „Druckseite“ ist
eine Durchflußmeßkammer zwischengeschaltet. Die zu
untersuchende Pumpe wird angeschlossen und das System
ist bereit (Abb. 2).
Abb. 1
Anzahl
POS
Gegenstand
Material
Bemerkungen
1
1
I
1
1
1
2
3
5
6
7
Endstück
e 80
x «7
Rohr
0 80
x MO
Ring
0 100
x
8
Endstück
0 100
x U2
0-Rlng
0 75 x
2,5
Schrauben
MO x 16 Senkkopf
Konnector
3/8* LL
Plexiglos
Plexiglas
Plexiglas
Plexiglas
Gunml
Ms
Polycorbon
verleimen mit POS . 2
Verleimen mit POS . 2
Dichtung
verleimen mit POS. 1 ♦ a
Abb. 2
b) Füllung des Systems
Zu Beginn unserer Versuchsreihe haben wir verfallenes hu
manes Spenderblut gleicher Blutgruppe verwendet. Wir
mußten davon abkommen, weil das Beutelblut bereits so
stark hämolytisch ist (Plasma Hb > 100 mg%) und die
Blutzellen so stark vorgeschädigt sind, daß genaue Messun
gen unmöglich sind. Zur Füllung des Systems verwenden
wir heute frisches heparinisiertes Hundeblut nüchterner
Spender (2).
Kardiotechnik 7. Jahrgang/Heft 2/1984
Referat
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Unter Narkose wird die Arr. femoralis freigelegt und eine
Leitung durch die Arteriotomie zentral vorgeschoben. Das
Tier wird nun voll heparinisiert (3 mg/kg), die Leitung an
das Reservoir angeschlossen und das System gefüllt. Das
System kann mit Ringer-Lösung nachgefüllt werden sollte
das Tier nicht genügend Blut spenden, oder besser, man
gibt dem Tier vor dem Ausbluten eine Infusion, wobei der
Hämatokrit keine extrem niedrigen Werte erreichen darf
( < 25%). Ein Tier von ca. 40 kg oder mehr hat normaler
weise genügend Blut, um das ganze System zu füllen (1 600
ml).
c) Messungen
Nach Füllung des Systems wird die Pumpe gestartet und
eine mittlere Durchflußrate von 4 ltr./min eingestellt. Das
Gefälle zwischen Pumpe und Reservoir beträgt 1 Meter.
Die erste Probe wird entnommen (. Ausgangswert) und fol
gende Parameter gemessen:
Leukozyten, Erythrozyten, Thrombozyten, Hämoglobin,
Plasma-Hämoglobin und LDH.
Proben für die Ermittlung der gleichen Parameter werden
dann nach 30,60,90,120 Min. und nach 3,4, 5, und6 Stun
den entnommen.
Getestet wurden drei verschiedene Blutpumpen, unterteilt
in fünf Gruppen; zwei Zentrifugalpumpen (Biomedicus
und Medtronic) und eine Roller-Pumpe (Sarns).
Um eine gerechte Beurteilung der Roller-Pumpe zu ermög
lichen (Pulsation) wurde mit den Zentrifugalpumpen je
eine Gruppe in pulsatilem Betrieb untersucht. Die Roller
pumpe wurde okklusiv eingestellt.
Um eine uniforme Resultatdarstellung zu erreichen, haben
wir die Hämolyse nach Koller ( 1) berechnet. Die Hämolyse
wird als Index (I.H.) angegeben und diese Formel lautet:
LH. =
(100-Hct)xC x V
100
Q x t
Wobei:
-C Zunahme des Plasma-Hb in mg%
-V Zirkulationsvolumen in ml
-Q
Blutflußrate in ml/min
-t
Pumpzeit in Min.
-Hct Hämatokrit in %
Diese Berechnungsmethode kann für jeden Meßpunkt ver
wendet werden, wobei zu beachten ist, daß das Füllvolu
men infolge der Blutentnahmen abnimmt und der Häma
tokrit sich leicht verändern kann als Folge der Kondensa
tion. Eine genaue Protokollführung ist daher unerläßlich.
111. Ergebnisse
Die Erythrozyten, Leukozyten und das Hämoglobin wur
den nicht statistisch signifikant verändert und wir haben
daher auf eine schematische Darstellung verzichtet.
Die Thrombozytenzahlen ( Abb. 3) fallen oder bleiben kon
stant in den ersten 30 Min. und steigen in der ersten Stunde
leicht an. Dieses Phänomen, obwohl nicht signifikant, läßt
sich evtl, durch Auflösung der ursprünglich fixierten
Thrombozyten erklären und bedarf weiterer Abklärung.
Zwischen 90 und 180 Min. ist in allen Gruppen ein leichter
Abfall zu verzeichnen mit einer Stabilisierung bis zum Ver
suchsende. Wir haben nur drei Gruppen dargestellt, um
eine bessere Übersicht zu geben.
Abb. 3
Das Plasma-Hämoglobin (Abb. 4) steigt in den vier Zentri
fugalpumpengruppen zu einem maximalen Wert von 4.1
+/- 2.1 mg% (Biomedicus „nicht pulsatile“). Kleine
Schwankungen nach unten sind wahrscheinlich auf Meß
fehler zurückzuführen und sind nicht signifikant. Einen
gleichmäßigen Anstieg des Plasma-Hb bis zu einem maxi
malen Wert von 30.4 +/- 2.9 mg% wurde für die Roller
pumpe registriert. Dieser Wert ist ca. 7 mal höher als die
Plasma-Hb Maxima in den Zentrifugalpumpengruppen.
LDH (Abb. 5) als Maßstab für die Zerstörung der Ery
throzyten steigt in allen Gruppen, mit Ausnahme der Med
tronic „nicht pulsatile“ Gruppe, mehr oder weniger gleich
mäßig an. Die großen Schwankungen in den Werten nach
120 Min. sowie die z.T. signifikanten Unterschiede zu
Medtronic „nicht pulsatile“ Gruppe, lassen sich schwer er
klären.
Berechnet man die Hämolyse als Index (1H), stellt man eine
erhöhte Hämolyserate in der Anfangsphase fest (Abb. 6).
Dies läßt sich durch die Zerstörung bereits vorgeschädigter
Erythrozyten erklären und hat eine Abnahme des IH in der
zweiten Stunde zur Folge, dann aber eine erneute Zunahme
und Stabilisierung bis zum Versuchsende (8). Die „Roller
pumpe“ verhält sich ähnlich in den ersten zwei Stunden,
nur mit 4 mal höheren Werten, steigt dann zum Maximum
bei 240 Min. und fällt langsam bis zum Versuchsende ab.
Dies kann auch in der Abb. 4 beobachtet werden, wo eine
Abflachung der Kurve bei 240 Min. stattfindet.
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Referat
LDH ( U / 1 )
X
PI Hb < mg X I
—— Sorns Rollerpumpe
…….. Medtronic Pulsatile
— Medtronic nicht Pulsatile
Ahh. 6
[V. Diskussion
Diese Messungen haben den eindeutigen Beweis erbracht,
daß die Rollerpumpe eine um ca. lüfach größere Zerstö
rung der Erythrozyten bewirkt und daß unser Testsystem
blutschonend ist. Ferner haben wir gesehen, daß die Pulsa
tionen der Rollerpumpe im Testsystem nicht verantwort
lich für die hohe Hämolyse sind, da bei den Zentrifugal
pumpen unter Pulsation sogar bessere Werte auftraten, wo
bei dies noch zusätzlicher Abklärungen bedarf (5).
Die kleinen Zahlen in jeder Gruppe ( N = 3) erlauben uns
keine klare Aussage bezüglich LDH und Thrombozyten
zahlen. Auch ist kein definitiver Schluß zu ziehen, welche
der zwei Zentrifugalpumpen weniger Hämolyse produ
ziert. Die Entnahme der Proben muß mit größter Sorgfalt
erfolgen, weil eine zu rasche Aspiration des Blutes eine viel
fach größere Zerstörung der Blutzellen nach sich zieht als
die untersuchte HLM-Komponente.
Um Meßfehler auszuschalten, sollten in jeder Gruppe er
fahrungsgemäß (10) mindestens 10 bis 15 Versuche durch
geführt werden. Dies ist sehr kostspielig und die Anzahl der
Tiere schwer zu verantworten. Die Hersteller-Industrie
sollte daher ein Standardmodell verwenden, das einen di
rekten Vergleich der angebotenen Produkte erlaubt. Wir
sind der Meinung, daß dadurch eine große Zahl von Tier
versuchen vermieden werden könnte und hoffen, daß diese
Arbeit in dieser Richtung als Ansporn dient. Die niedrigen
Werte der Zentrifugalpumpen erlauben auch die Bestim
mung der Hämolyserate anderer HLM-Komponenten, die
in unserem System zwischengeschaltet werden können.
(Filter, Oxygenatoren, etc.).
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20
Referat/Fortbildung
Zusammenfassung
Es wurde ein neues In- vitro-System für die Bestimmung der Hä
molyse verursacht durch Blutpumpen entwickelt und erprobt mit
einer Rollerpumpe (Sarns) und zwei Zentrifugalpumpen (Biome
dicus, Medtronic).
Die Rollerpumpe verursacht eine ca. 10 mal höhere Hämolyse als
die Zentrifugalpumpen.
Dieses System mit einer Zentrifugalpumpe kann auch für andere
HLM-Komponenten verwendet werden. Damit bietet sich die
Möglichkeit, die Traumatisierung des Blutes dieser HLM-Teile
exact zu erfassen und die kommerziell erhältlichen Geräte einem
standardisierten Meßverfahren zu unterziehen.
Literatur:
1) Koller, Th., Hawrylenko, A. Contribution to the in vitro testing of pumps
for extracorporal circulation. (J. Thor and cardivac. Surg. 54: 1,22-29,1967)
2) Unger, F. et al. Traumatische Hämolyse verschiedener Herz-Lungen-Ma
schinen und Oxygenatorentypen (Thoraxchir. Vask. Chir. 24:1,59-65,1976)
3) Gille,J. P., Stahl, R. L. In vitro study of hemolysis induced by flow re
gulated and pressure dependent flow pumps (Med. Prog. Technol., 3:4,169-
173, 1976)
4) Sutera, S. P. Flow induced trauma to blood cells (Circ. Res., 41:1, 2-8,
1977)
5) Taylor, K. M., ^/Comparative studies of pulsatile and nonpulsatile flow
during cardiopulmonary bypass. I Pulsatile system employed and its hema
tologic effects (J. Thorac. Cardiovasc. Surg., 75:4, 569-573, 1978)
6) Solen, K. A., et alThe effect of shear, specific surface, and air interface on
the development of blood emboli and hemolysis (J. Biomed Mater Res., 12:3,
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7) Lindon, J. N. et aln vitro assessment of interaction of blood with model
surfaces (J. Lab Clin Med. 92:6, 904-15, 1978)
8) Ohshima N., Hemorheological effects of mechanical factors on blood cell
damage in extracorporeal circulation: significance of sub-hemolytic trauma
(Biorheology, 15:3-4, 295-302, 1978)
9) M.arzec U. M. et ^/Fallibility of the platelet count and fibrinogen concen
tration in evaluating circulatory assistance technique: a plea for turnover stu
dies (Trans. Am. Soc. Artif. Organs, Vol. 24, 517-523, 1978)
10) Engel, A. Wahrscheinlichkeitsrechnung und Statistik (Ernst Klett Ver
lag, Stuttgart, 1981)
Anschrift des Verfassers:
D. Demierre
Forschungsabtlg. Chir. Klinik A, FL 42 Kantonspital Zürich
Rämistrasse 100
CH – 8032 Zürich
Aus der Chirurgischen Klinik mit Poliklinik der Universität Erlangen-Nürnberg