專利名稱：氣動直接心室輔助控制器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域的心臟輔助裝置，具體是一種氣動直接心 室輔助控制器。
背景技術(shù)：
心輸出量不足每年造成了大量的死亡案例。而現(xiàn)有的大多數(shù)心臟輔助裝置都 要求設(shè)備與血液直接接觸，引起很多并發(fā)癥，而直接心室輔助則避免了這個問題。 直接心室輔助裝置包括兩個組成部分1)杯形件，其內(nèi)膜的外表面與心臟的外 表面緊密相符。2)驅(qū)動和控制系統(tǒng)，給內(nèi)膜施加壓力從而輔助心臟泵血。
經(jīng)對現(xiàn)有技術(shù)的文獻(xiàn)檢索發(fā)現(xiàn)，中國專利號為200480023755，這是一項裝 有傳感器并且由算法控制的利用液體直接驅(qū)動的機(jī)械心室輔助裝置的技術(shù)。該技 術(shù)利用許多傳感器測量相關(guān)心臟功能指標(biāo)，提出相應(yīng)控制算法，輔助衰弱的心臟。 然而，在實際的臨床應(yīng)用中，液體較重，相對衰竭心臟的快速跳動，反應(yīng)速度較 慢；在空間非常有限的人體環(huán)境內(nèi)，使用太多的傳感器，增加輔助裝置的復(fù)雜性， 降低了系統(tǒng)的可靠性，也增加了感染的危險性；另外，該技術(shù)也未能提出如何正 確分割杯形體與左右心室接觸的兩部分。因為杯形體作用在左右心室的力量一般 應(yīng)該是不同，而且左右心室尺寸也因人而異。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明針對現(xiàn)有技術(shù)的不足和醫(yī)療實踐中的需要，提供一種氣動直接心室輔 助控制器。其中輔助裝置的杯形體在制作時，可以根據(jù)病人左右心室尺寸，利用 內(nèi)膜不同的厚度和在杯形體內(nèi)不同位置嵌入加強(qiáng)筋，實現(xiàn)對左右心室施加不同的 輔助力；控制器控制空氣壓縮機(jī)和真空泵交替地通過各自的氣體輸送管道至杯形 體，幫助被輔助的心臟收縮和舒張。當(dāng)氣體被周期地充入外殼和內(nèi)膜之間的空間時，提供心臟外壁周期的收縮力；當(dāng)氣體被周期地抽出外殼和內(nèi)膜之間時，內(nèi)膜 恢復(fù)，心臟舒張，從而實SL了非血液直接接觸的心室輔助；另外，為利用盡量少 的傳感器，測量、估計盡可能多的參數(shù)。在本發(fā)明中，利用氣體在每一個工作周 期中，容積和壓力乘積不變的原理，根據(jù)氣壓傳感器的輸出，估計使用輔助裝置 后心臟泵出的血流量。
本發(fā)明是通過以下技術(shù)方案實現(xiàn)的
本發(fā)明所涉及的氣動直接心室輔助裝置包括空氣壓縮機(jī)、第一醫(yī)用輸氣管、 穩(wěn)壓閥、第二醫(yī)用輸氣管、電氣比例閥、第三醫(yī)用輸氣管、第一醫(yī)用三通、第四 醫(yī)用輸氣管、電磁閥、第五醫(yī)用輸氣管、真空泵、第六醫(yī)用輸氣管、第二醫(yī)用三 通、第七醫(yī)用輸氣管、氣壓傳感器、第八醫(yī)用輸氣管、第三醫(yī)用三通、第九醫(yī)用 輸氣管、第十醫(yī)用輸氣管、杯形體、血壓傳感器。
第一醫(yī)用輸氣管一端與空氣壓縮機(jī)的輸出口連接，另一端與穩(wěn)壓閥的輸入口 連接；第二醫(yī)用輸氣管的一端與穩(wěn)壓陶的輸出口連接，另一端與電氣比例閥的輸 入口連接；第三醫(yī)用輸氣管的一端與電氣比例閥的輸出口連接，另一端與第一醫(yī) 用三通的一端連接；第四醫(yī)用輸氣管的一端與第一醫(yī)用三通的另一端連接，另一 端與電磁閥的輸入口連接；第五醫(yī)用輸氣管的一端與電磁閥的輸出口連接，另一 端與真空泵的吸氣口連接；第六醫(yī)用輸氣管的一端與第」醫(yī)用三通的第三端連 接，另一端與第二醫(yī)用三通連接；第七醫(yī)用輸氣管的一端與第二醫(yī)用三通的另一 端連接，另一端與氣壓傳感器連接；第八醫(yī)用輸氣管的一端與第二醫(yī)用三通的第 三端連接，另一端與第三醫(yī)用三通的一端連接；第九醫(yī)用輸氣管的一端與第三醫(yī) 用三通的另一端，另一端連接至杯形體的一個接口；第十醫(yī)用輸氣管的一端與第 三醫(yī)用三通的第三端，另一端連接至杯形體的另一個接口。
所述杯形體包括杯形體外殼、固定螺帽、杯形體內(nèi)膜、加強(qiáng)筋、氣管接頭， 固定螺帽鑲嵌在杯形體外殼內(nèi)，加強(qiáng)筋鑲嵌在杯形體內(nèi)膜內(nèi)。氣管接頭與固定螺 帽連接。杯形體外殼的上緣表面和杯形體內(nèi)膜的下底面緣，用醫(yī)用硅膠均勻粘接。 氣管接頭一端是螺紋，與固定螺帽連接；另一端是快速接口，分別與第九醫(yī)用輸 氣管、第十醫(yī)用輸氣管連接。
本發(fā)明包含的杯形體采用醫(yī)用硅橡膠或聚氨酯等與人體兼容的材料制作，其 內(nèi)膜內(nèi)嵌的加強(qiáng)筋在制作時可以根據(jù)心臟左右心室尺寸調(diào)整位置。內(nèi)膜與左右心室分別接觸的部分的厚度根據(jù)所需提供的輔助動力來決定。其外殼上有快速接 口，用于杯形體與氣管的快速連接。
本發(fā)明所涉及的氣動直接心室輔助控制器，包括處理器、數(shù)模轉(zhuǎn)換電路、 信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路、輸出的信號控制電磁閥和電氣比例閥、模數(shù)轉(zhuǎn)換電路。處理 器連接數(shù)模轉(zhuǎn)換電路，數(shù)模轉(zhuǎn)換電路輸出信號接至信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路，信號轉(zhuǎn)換 驅(qū)動電路的輸出信號接至電磁閥和龜氣比例閥。氣壓傳感器和血壓傳感器測量的 信號接至模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，模數(shù)轉(zhuǎn)換電路采集的數(shù)據(jù)輸出送至處理器。、
本發(fā)明主要采用閥、管v空氣壓縮機(jī)和真空泵，便于設(shè)計，制造和維護(hù)。通 過高性能的控制器控制氣動直接心室輔助設(shè)備動作的頻率和幅度。
空壓機(jī)用于給系統(tǒng)提供輔助心臟收縮所需的壓縮氣體。真空泵用于產(chǎn)生給系 統(tǒng)提供讓心臟舒張所需的真空。電氣調(diào)節(jié)閥用于控制氣管里氣體的流量。電磁閥 的通斷控制輔助心臟收縮和舒張的時間。通過處理器產(chǎn)生所需的數(shù)字信號，發(fā)送 給數(shù)模轉(zhuǎn)換電路，數(shù)模轉(zhuǎn)換電路產(chǎn)生的信號波形傳送至信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路/信號 轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路輸出控制電磁閥和電氣比例閥的信號，這兩路信號可以控制電磁 閥、電氣比例閥通斷的對間點和電氣比例閥開通時的開度。血壓傳感器測量人體 血壓；氣壓傳感器測量氣管里的氣體壓力。模數(shù)轉(zhuǎn)換電路采集氣壓傳感器和血壓 傳感器的模擬信號并轉(zhuǎn)換成數(shù)據(jù)，傳送給處理器進(jìn)行處理。處理器利用模數(shù)轉(zhuǎn)換 電路采集的對應(yīng)氣壓傳感舉測量的氣壓信號的數(shù)據(jù)，計算出心臟容積的變化量， 即得到心臟泵出的血流量。處理器再利用計算出的血流量和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路采集的 對應(yīng)血壓傳感器的血壓信號的數(shù)據(jù)，繪制每一時刻血壓和血流量的曲線圖，表示 輔助后的心臟的性能。
血流量計算方法 . 在第一階段，充氣時，杯形體不發(fā)生變形，氣體升壓直到等于血壓。 PVi=P*V0 (1) 在第二階段，充氣時，杯形體發(fā)生變形(膨脹)，氣體繼續(xù)升壓。 PVi= P*(V0+A) (2) 在第三階段，放氣時，氣體減壓直到等于血壓。
PVi- PVo = P*(V0+A) (3) 在上面的公式中，P表示對應(yīng)時刻傳感器測量的氣體壓力值，V0表示杯形體及其連接氣體管道內(nèi)的初始容積，△表示相對杯形體及其連接氣體管道內(nèi)的初始 容積的變化值。每一周期的起始點到該周期內(nèi)任一時刻，充入杯形體及其連接氣 體管道內(nèi)的氣體壓力和體積的乘積用PVi表示，抽出杯形體及其連接氣體管道內(nèi) 的氣體壓力和體積的乘積用PVo表示。
本發(fā)明采用上述簡單的方法測量輔助效果，測量用的傳感器可以不植入人體內(nèi)。
本發(fā)明控制一個合適的杯形體以正確的順序和強(qiáng)度輔助心臟工作，能以優(yōu)于 現(xiàn)有的直接機(jī)械心臟輔助裝置的方式工作。
本發(fā)明氣動直接心室輔助裝置可以很方便的安裝在心臟上，它可以精確設(shè)定 參數(shù)來輔助心臟收縮和舒張，可以測量自身所提供的膨脹和收縮動作，不會與循 環(huán)血液接觸，從而降低了出il了凝血和流血并發(fā)癥的風(fēng)險，降低了血液感染的可 能性，能輔助心臟但不對心臟造成外科傷害，能在不對心臟造成創(chuàng)傷的條件下拆 卸。


圖1為本發(fā)明氣動直接心室輔助裝置結(jié)構(gòu)示意圖。 圖2為杯形體整體結(jié)構(gòu)剖視圖。 圖3為本發(fā)明控制器結(jié)構(gòu)示意圖。
圖l、 2、 3中，各組成部分或部件的名稱如下空氣壓縮機(jī)l、第一醫(yī)用輸 氣管2、穩(wěn)壓閥3、第二醫(yī)用輸氣管4、電氣比例閥5、第三醫(yī)用輸氣管6、第一 醫(yī)用三通7、第四醫(yī)用輸氣管8、電磁閥9、第五醫(yī)用輸氣管IO、真空泵ll、第 六醫(yī)用輸氣管12、第二醫(yī)用三通13、第七醫(yī)用輸氣管14、氣壓傳感器15、第八 醫(yī)用輸氣管16、第三醫(yī)用三通17、第九醫(yī)用輸氣管18、第十醫(yī)用輸氣管19、杯 形體20、血壓傳感器21、處理器22、數(shù)模轉(zhuǎn)換電路23、信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路24、 模數(shù)轉(zhuǎn)換電路25。
杯形體20中杯形體外殼26、固定螺帽27和28、杯形體內(nèi)膜29、加強(qiáng)筋 30、氣管接頭31和32。
具體實施例方式
下面結(jié)合附圖對本發(fā)明的實施例作詳細(xì)說明本實施例在以本發(fā)明技術(shù)方案 為前提下進(jìn)行實施，給出了詳細(xì)的實施方式和具體的操作過程，但本發(fā)明的保護(hù),
6范圍不限于下述的實施例。
本實施例中，如圖1所示，氣動直接心室輔助裝置包括空氣壓縮機(jī)l、第 一醫(yī)用輸氣管2、穩(wěn)壓閥3、第二醫(yī)用輸氣管4、電氣比例閥5、第三醫(yī)用輸氣管 6、第一醫(yī)用三通7、第四醫(yī)用輸氣管8、電磁閥9、第五醫(yī)用輸氣管IO、真空泵 11、第六醫(yī)用輸氣管12、第二醫(yī)用三通13、第七醫(yī)用輸氣管14、氣壓傳感器15、 第八醫(yī)用輸氣管.16、第三醫(yī)用三通17、第九醫(yī)用輸氣管18、第十醫(yī)用輸氣管19、 杯形體20、血壓傳感器2,1。如圖1所示，第一醫(yī)用輸氣管2—端與空氣壓縮機(jī) 1的輸出口連接，,'另一^^與穩(wěn)壓阓3的輸入口連接；第二醫(yī)用輸氣管4的一端與 穩(wěn)壓闊的輸出fl連接，另一端與電氣比例閥5的輸入口連接；第三醫(yī)用輸氣管6 的一端與電氣比例閥5的輸出口連接，另一端與第一醫(yī)用三通7的一端連接；第 四醫(yī)用輸氣管8的一端與第一醫(yī)用三通7的另一端連接，另一端與電磁閥9的輸 入口連接；第五醫(yī)用輸氣管10的一端與電磁閥9的輸出口連接，另一端與真空 泵11的吸氣口連接;第六醫(yī)用輸氣管12的一端與第一醫(yī)用三通7的第三端連接， 另一端與第二醫(yī)用三通13連接；第七醫(yī)用輸氣管14的一端與第二醫(yī)用三通13 的另一端連接，另一端與氣壓傳感器15連接；第八醫(yī)用輸氣管16的一端與第二
醫(yī)用三通13的第三端連接，另一端與第三醫(yī)用三通17的一端連接；第九醫(yī)用輸
氣管18的一端與第三醫(yī)用三通17的另一端，另一端連接至杯形體20的一個接 口；第十醫(yī)用輸氣管19的一端與第三醫(yī)用三通17的第三端，.另一端連接至杯形 體20的另一個接口。
電氣比例閥5和電磁閥9決定氣體的流動方向。壓縮過趕電氣比例閥5 連通的時候，電磁閥9狀態(tài)為截止，氣體經(jīng)過空氣壓縮機(jī)l，第一醫(yī)用輸氣管2， 穩(wěn)壓閥3，第二醫(yī)用輸氣管4，電氣比例閥5，第三醫(yī)用輸氣管6，第一醫(yī)用三通 7，第六醫(yī)用輸氣管12，第二醫(yī)用三通13，第八醫(yī)用輸氣管16，第三醫(yī)用三通 17，第九醫(yī)用輸氣管18， 19，輸入杯形體20的外殼26和內(nèi)膜28之間使杯形體 膨脹。放松過程電氣比例閥5截止的時候，電磁閥9狀態(tài)連通，氣體從杯形體 20的外殼26和內(nèi)膜28之間，經(jīng)過第九醫(yī)用輸氣管18， 19，第三醫(yī)用三通17， 第八醫(yī)用輸氣管16，第二醫(yī)用三通13，第六醫(yī)用輸氣管12，第一醫(yī)用三通7， 第四醫(yī)用輸氣管8，電磁閥9，第五醫(yī)用輸氣管IO，真空泵ll，然后排空，使杯 形體收縮。本實施例中，所述杯形體20如圖2所示，包括杯形體外殼26、固定螺帽27 和28、杯形體內(nèi)膜29、加強(qiáng)筋30、氣管接頭31和32，
杯形體外殼26、固定螺帽27和28、杯形體內(nèi)膜29、加強(qiáng)筋30、氣管接頭 31和32。固定螺帽27和28鑲嵌在杯形體外殼26內(nèi)，便于連接氣路管道。加強(qiáng) 筋30鑲嵌在杯形體內(nèi)29內(nèi)，將杯形體內(nèi)膜分隔成左右兩部分。氣管接頭31和 32分別與固定螺帽27和28連接。杯形體外殼26的上緣表面,tl杯形體內(nèi)膜29 的下底面緣，用醫(yī)用硅膠均勻粘接，根據(jù)杯形體內(nèi)膜的不同厚度和加強(qiáng)筋的固定 ,位置，可以為左右心室提供不同大小的輔助力。通常與左心室接i^的內(nèi)膜較薄， 而與右心室接觸內(nèi)膜較厚。氣管接頭31和32 —端是螺紋，？分別與固定螺帽27 和28連接；另一端是快速接口，分別與第九醫(yī)用輸氣管18、第十醫(yī)用輸氣管19 連接。
本實施例中，所述控制器如圖3所示(虛線框中為控制器包含部分)，包括 處理器22、數(shù)模轉(zhuǎn)換電路23、信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路24、模數(shù)轉(zhuǎn)換電路25。 處理器22可以采用DSP，單片機(jī)等； 數(shù)模轉(zhuǎn)換電路23可以采用NI的6024E等； 模數(shù)轉(zhuǎn)換電路24可以采用NI的6024E等。
通過處理器22產(chǎn)生所需的數(shù)字信號，發(fā)送給數(shù)模轉(zhuǎn)換電路23，數(shù)模轉(zhuǎn)換電 路23產(chǎn)生的信號波形傳送至信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路24，信號驅(qū)動電路24輸出控制 電氣比例閥5和電磁閥9的信號。信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路24輸出的控制電氣比例閥 5的信號和控制電磁闊9的信號。這兩路信號可以控制電氣比例閥5、電磁閥9 通斷的時間點和電氣比例閥5開通時的開度。電氣比例閥5和電磁閥9的狀態(tài)， 在工作過程中始終相反，電氣比例閥5連通的時候，電磁閥9狀態(tài)為截止；電氣 比例閥5截止的時候，電磁閥9狀態(tài)為連通。氣壓傳感器15測量氣管里的氣體 壓力；血壓傳感器21測量人體血壓。模數(shù)轉(zhuǎn)換電路25采集氣壓傳感器15和血 壓傳感器21的模擬信號并轉(zhuǎn)換成數(shù)據(jù)，傳送給處理器22進(jìn)行處理。處理器22 利用模數(shù)轉(zhuǎn)換電路25采集的對應(yīng)氣壓傳感器15測量的氣壓信號的數(shù)據(jù)，計算出 心臟容積的變化量，即心臟泵出的血流量。處理器再利用計算出的血流量和模數(shù) 轉(zhuǎn)換電路25采集的對應(yīng)血壓傳感器21的血壓信號的數(shù)據(jù)，繪制每一時刻血壓和 血流量的曲線圖，表示輔助后心臟的性能。本實施例中，空氣壓縮泵l和真空泵ll始終開啟。在具體工作時，控制器 22不斷產(chǎn)生周期的控制信號，控制電氣比例閥5和電磁閥9執(zhí)行相應(yīng)的動作。 電氣比例閥5連通，電磁閥9截止時，使杯形體20膨脹，擠壓心臟；電氣比例 閥5截止，電磁閥9連通時，使杯形體20收縮，心臟放松。因此擠壓和放松過 程交替發(fā)生，輔助心臟泵出血液。同時在任意時刻控制器22都采集來自氣壓傳 感器15和血壓傳感器21的信號，并計算出該時刻的血流量和血壓。
由土述實施例可以看出，通過啟動控制器，使電氣比例閥和電磁閥發(fā)生相應(yīng) '動作，空氣壓縮泵和真空泵能交替地對杯形體充氣和抽氣，從而擠壓和放松心臟。 該氣動直接心臟輔助裝置結(jié)構(gòu)簡單、控制簡便，可以用于輔助.^_弱心臟，改善心 衰病人的血液循環(huán)功能。
權(quán)利要求
1、一種氣動直接心室輔助控制器，其特征在于，包括處理器、數(shù)模轉(zhuǎn)換電路、信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路、輸出的信號控制電磁閥和電氣比例閥、模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，處理器連接數(shù)模轉(zhuǎn)換電路，數(shù)模轉(zhuǎn)換電路輸出信號接至信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路，信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路的輸出信號接至電磁閥和電氣比例閥，氣壓傳感器和血壓傳感器測量的信號接至模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，模數(shù)轉(zhuǎn)換電路采集的數(shù)據(jù)輸出送至處理器。所述處理器產(chǎn)生所需信號的數(shù)字序列，發(fā)送給數(shù)模轉(zhuǎn)換電路，數(shù)模轉(zhuǎn)換電路發(fā)生的信號波形傳送至信號轉(zhuǎn)換驅(qū)動電路，信號驅(qū)動電路輸出控制電磁閥和電氣比例閥的信號，這兩路信號控制電磁閥、電氣比例閥通斷的時間點和電氣比例閥開通時的開度。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的氣動直接心室輔助控制器，其特征是，所述模數(shù) 轉(zhuǎn)換電路采集氣壓傳感器和血壓傳感器的信號并轉(zhuǎn)換成數(shù)據(jù)，傳送給處理器進(jìn)行 處理，處理器利用模數(shù)轉(zhuǎn)換電路采集的對應(yīng)氣壓傳感器測量的氣壓信號的數(shù)據(jù)計 算出心臟容積的變化量，即泵出的血流量，處理器再利用計算出的血流量和數(shù)據(jù) 采集電路采集的對應(yīng)血壓傳感器的血壓信號的數(shù)據(jù)繪制每一時刻血壓和血流量 的曲線圖表示輔助后的心臟的性能。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域的氣動直接心室輔助裝置及其控制器，其中包括空氣壓縮機(jī)、第一醫(yī)用輸氣管、穩(wěn)壓閥、第二醫(yī)用輸氣管、電氣比例閥、第三醫(yī)用輸氣管、第一醫(yī)用三通、第四醫(yī)用輸氣管、電磁閥、第五醫(yī)用輸氣管、真空泵、第六醫(yī)用輸氣管、第二醫(yī)用三通、第七醫(yī)用輸氣管、氣壓傳感器、第八醫(yī)用輸氣管、第三醫(yī)用三通、第九醫(yī)用輸氣管、第十醫(yī)用輸氣管、杯形體、血壓傳感器，控制器控制空氣壓縮機(jī)和真空泵交替地通過各自的氣體輸送管道至杯形體，幫助被輔助的心臟收縮和舒張。當(dāng)氣體被周期地充入外殼和內(nèi)膜之間的空間時，提供心臟外壁周期的收縮力；當(dāng)氣體被周期地抽出外殼和內(nèi)膜之間時，內(nèi)膜恢復(fù)，心臟舒張。
文檔編號A61M1/10GK101612422SQ20091016185
公開日2009年12月30日 申請日期2008年5月15日 優(yōu)先權(quán)日2008年5月15日
發(fā)明者一 劉, 李世陽, 明 楊, 鄭喆俊 申請人:上海交通大學(xué)