專利名稱：心臟搏動輔助系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)療裝置，特別涉及一種心臟搏動輔助系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
心力衰竭是各種心臟疾病導致心臟功能不全引起的一種綜合癥。其原因是心肌收 縮力下降導致心臟搏血量不能滿足機體代謝的需要，同時血液淤積在心臟使得舒張期心腔 內(nèi)壓力升高和心腔擴大，進一步使心肌收縮力下降，加重心功能不全，致使體循環(huán)和肺循環(huán) 血液回流受阻，體、肺循環(huán)淤血，引發(fā)機體循環(huán)功能障礙并出現(xiàn)機體代謝紊亂。發(fā)生心力衰 竭時，心臟收縮排血能力下降，導致血液存留在心臟中，使心室舒張期壓力增加和心腔變形 擴大，通常以心尖部擴大變形為著，使得心室膨脹向球形方向發(fā)展。這種變化使得心肌氧耗 明顯增加，心肌收縮效率明顯下降。心腔擴大變形到一定程度后，心肌收縮力進一步下降。 在此情況下，如果心臟瓣環(huán)也隨之擴大，則將出現(xiàn)瓣膜返流，瓣膜返流將會加速心臟結(jié)構(gòu)和 功能的損害，導致心臟收縮、舒張功能迅速減退和心律失常。惡性心律失常的直接后果常為 驟死。因此，增強心肌收縮力、恢復心臟功能性結(jié)構(gòu)和糾正心律失常對心衰治療極為重要。 嚴重心律失常和心臟結(jié)構(gòu)異常通常是需要機械輔助治療的終末期心力衰竭患者的特點，因 此單純動力輔助難以完全滿足其治療要求，需要結(jié)合糾正心律失常、修復心臟形態(tài)和功能 結(jié)構(gòu)的裝置和方法。心力衰竭的治療一直是醫(yī)學關(guān)注的重點問題。目前常用心力衰竭治療手段包括藥 物治療、機械輔助和心臟移植。藥物治療是基礎(chǔ)治療手段，主要治療機理有增強心肌收縮力 和減輕心臟負擔。增強心肌收縮力藥物治療的共同特點是需要心肌對藥物有一定的反應能 力，而藥物對心肌收縮力增強的程度也有一定限制。減輕心臟負擔的藥物治療以犧牲機體 代謝需求為代價，而機體正常代謝需求是生命存在和維持一定生活質(zhì)量的基礎(chǔ)，故減輕心 臟負擔同樣是有限度的。同時由于藥物作用的非選擇性使得治療常伴有一些局部或全身毒 副作用。心力衰竭時心肌嚴重受損，心肌對藥物的反應性下降，組織器官血流量減少和并發(fā) 代謝障礙使得藥物糾正心力衰竭的作用非常有限。終末期心力衰竭患者還因長期接受藥物 治療而對藥物的敏感性明顯下降，為實現(xiàn)治療效果使用較大劑量藥物也使得其毒副作用難 以耐受。因此，對于終末期心力衰竭患者藥物治療效果通常不佳。終末期心力衰竭的心臟結(jié)構(gòu)和功能損害通常是不可逆的，外科手術(shù)修復和藥物治 療的風險極大，收效甚微。由此應運而生的是替代治療，包括心臟移植、心臟輔助裝置和全 人工心臟。心臟移植受供體的限制難以滿足醫(yī)療的需求。建立在人工機械裝置基礎(chǔ)上的心臟輔助裝置和全人工心臟的區(qū)別有兩個方面一 是功能上部分輔助和完全替代心室工作；二是與心臟結(jié)合方式上，心臟輔助裝置通常與自 體心臟同時存在，以并行或串行方式進行動力輔助，而全人工心臟則是在切除自體心室的 基礎(chǔ)上以人工心室與殘留心房結(jié)合完全替代心室工作。由于心力衰竭的主要問題是心肌收縮力減退，自體心臟的結(jié)構(gòu)基礎(chǔ)尚完整存在， 在修復自體心臟缺陷的基礎(chǔ)上進行機械輔助治療成為可以選擇的治療心力衰竭的方法，并逐漸成為臨床醫(yī)學和仿生工程學研究的重點。目前機械輔助治療心力衰竭的方法多限于以 不同驅(qū)動和連接方式改良的心臟外旁路輔助循環(huán)。例如，圖1示出了一種經(jīng)典的采用隔膜 泵動力的心臟外旁路輔助循環(huán)方式治療心力衰竭的原理示意圖。參照圖1，隔膜泵100植 入人體內(nèi)部但位于心臟101的外部，隔膜泵100的輸入端102與心房插管105連接。心房 插管105插入心臟101的左或右心房內(nèi)部。隔膜泵100的輸出端經(jīng)動脈插管103與主動脈 104或肺動脈連接。設(shè)置在人體的外部的驅(qū)動源和控制裝置(圖中未示出)通過連接管線 106與隔膜泵100連接。同時驅(qū)動系統(tǒng)經(jīng)體表電極采集心電信號供驅(qū)動裝置同步觸發(fā)。這 樣，隔膜泵在控制裝置的控制下與心臟的搏動同步或異步動作，使血液經(jīng)插入心房的心房 插管105從左或右心房被泵入到隔膜泵100內(nèi)，并在隔膜泵內(nèi)加注動力后經(jīng)動脈插管103 注入到主動脈104或肺動脈。這種采用隔膜泵的心臟外并行輔助循環(huán)治療方式對心力衰竭 患者的心臟功能恢復具有一定輔助治療作用，但其工作效率受引流效果的影響，尤其在同 步工作狀態(tài)效率明顯低下，泵體、瓣膜和管腔內(nèi)易產(chǎn)生血栓，需要抗凝治療。由于連接心臟 和大血管的管道穿出體外，容易移位損傷心臟和大血管導致大出血而使患者的活動受到限 制，此類系統(tǒng)輔助治療時間上限一般不超過三個月。圖2示出了另一種傳統(tǒng)的采用心臟外旁路循環(huán)輔助方式治療心力衰竭的原理示 意圖。參照圖2，軸流泵200植入人體內(nèi)部但位于心臟201的外部，軸流泵200的輸入端與 心室插管202連接。心室插管202從心臟的心尖插入心臟201的左心室內(nèi)。軸流泵200的 輸出端經(jīng)人工血管203與主動脈204相連。設(shè)置在人體外部的驅(qū)動源和控制裝置(圖中未 示出)通過連接線205與軸流泵200連接。軸流泵200在控制裝置的控制下使血液從左心 室經(jīng)心室插管202引出，經(jīng)軸流泵200加注動力后經(jīng)人工血管203注入主動脈204。這種輔 助治療系統(tǒng)所產(chǎn)生的血流形式為非搏動的平直血流，人體自身心臟搏血產(chǎn)生的脈動血流疊 加在輔助治療系統(tǒng)產(chǎn)生的平直血流上形成搏動血流。因此該輔助治療系統(tǒng)的工作基礎(chǔ)是自 身心臟必須具有一定的搏血能力，以維持波動血流的灌注。一旦心臟功能惡化，自身搏血能 力下降以至心室收縮力不能克服軸流泵輔助系統(tǒng)形成的主動脈壓力，則心室停止排血，動 脈血壓完全表達為非搏動壓力，生命難以維持。另外，軸流泵系統(tǒng)高轉(zhuǎn)速大流量運行時對血 液有形成分的破壞性較大，不適合生理需求，而且難以維持長時間使用。目前所用心臟輔助裝置均不具備有效與心臟搏動同步工作的能力；不具備完全模 擬心室腔內(nèi)生理壓力序相輔助心臟的能力；不具備植入心室協(xié)助修復心臟形態(tài)和修復室間 隔穿孔的能力；更不具備糾正心律失常的能力。

發(fā)明內(nèi)容
為解決上述問題，本發(fā)明提供一種可植入心室內(nèi)部、能完全與心臟同步搏動工作、 用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭的心臟搏動輔助系統(tǒng)。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中，包括心室容積調(diào)節(jié)裝置，用于調(diào)節(jié)心室容積；同步裝置，同步裝置的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；控制裝置，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調(diào)節(jié)裝 置在心室收縮時同步減小心室的容積。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述同步裝置內(nèi)設(shè)有自動除顫裝置和同步化治療裝置，所述自動除顫裝置的除顫電極連接至心臟，所述同步化治療裝置的起搏電極植入心腔。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述心臟搏動輔助系統(tǒng)還包括心室形態(tài)保持裝 置，所述心室形態(tài)保持裝置具有與心臟左右心室的外部形狀相匹配的網(wǎng)狀凹形結(jié)構(gòu)，以外 科縫合線結(jié)合到左右心室的外部。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述心室容積調(diào)節(jié)裝置包括如下結(jié)構(gòu)與心室的內(nèi)部形狀相適應的凹形支持裝置固定在心室內(nèi)，所述支持裝置內(nèi)側(cè)設(shè)有 囊狀的柔性可伸縮裝置，所述可伸縮裝置的下端設(shè)有與所述可伸縮裝置內(nèi)腔連通的管道， 所述管道穿過所述支持裝置和心室壁后連接至動力裝置，所述動力裝置連接至所述控制裝置。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述管道在所述可伸縮裝置內(nèi)的開口端設(shè)有防 堵塞網(wǎng)。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述支持裝置為柔性支撐網(wǎng)。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述心室容積調(diào)節(jié)裝置包括如下結(jié)構(gòu)
圓盤狀基座固定在心室的心尖端，所述基座的中心固定有無刷直流電機，所述電 機中心的轉(zhuǎn)子上設(shè)有軸向通孔，所述軸向通孔帶有內(nèi)螺紋，驅(qū)動螺桿與所述內(nèi)螺紋嚙合，隔 膜的周邊與所述基座的邊緣密封結(jié)合，所述隔膜的內(nèi)側(cè)面中心設(shè)有驅(qū)動盤，所述驅(qū)動盤的 下表面與驅(qū)動螺桿的頂端固定在一起，所述基座的下側(cè)固定有半橢球形底殼；所述電機連 接至所述控制裝置和電源。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述驅(qū)動盤下表面上連接有若干向下延伸的引 導桿，每個所述引導桿都穿過位于所述基座上的引導孔。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，其中所述引導桿上還設(shè)有引導桿運動位置傳感器，引 導桿運動位置傳感器連接至所述控制裝置，所述引導桿運動位置傳感器用于當所述引導桿 運動至所述引導桿運動位置傳感器所處的位置時發(fā)出信號，以控制所述引導桿運動的起止 界限和所述引導桿的定位。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)的心室容積調(diào)節(jié)裝置體積小，可植入心室內(nèi)部，能完全 與心臟同步搏動工作，可以用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭。本發(fā)明心臟搏動輔助 系統(tǒng)具備有效與心臟搏動同步工作的能力；具備完全模擬心室腔內(nèi)生理壓力序相輔助心臟 的能力；具備植入心室協(xié)助修復心臟形態(tài)和修復室間隔穿孔的能力；具備糾正心律失常的 能力。


圖1示出了一種當今經(jīng)典的采用氣動隔膜泵為動力的心臟外旁路輔助循環(huán)方式 治療心力衰竭的原理示意圖；圖2示出了另一種當今流行的采用軸流泵為動力的心臟外旁路輔助循環(huán)方式治 療心力衰竭的原理示意圖；圖3是本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)的第一種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置在擴張狀 態(tài)下的示意圖；圖4是支撐網(wǎng)的示意圖；CN 102038979 A說明書4/8頁圖5是圖3所示的心室容積調(diào)節(jié)裝置在回縮狀態(tài)下的示意圖；圖6是第一種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置在心臟舒張(心室容積調(diào)節(jié)裝置回縮) 狀態(tài)下示意圖；圖7是第一種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置在心臟收縮狀(心室容積調(diào)節(jié)裝置膨 脹)態(tài)下的示意圖；圖8是心臟搏動輔助系統(tǒng)的第一種實施例的結(jié)構(gòu)示意圖，其中心臟處于舒張期， 心室容積調(diào)節(jié)裝置處于回縮狀態(tài)；圖9是設(shè)置在左右心室外膜面的心臟形態(tài)保持裝置的示意圖；圖10是第二種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置在心臟收縮期呈擴張狀態(tài)下的示意 圖；圖11是第二種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置在心臟舒張期呈回縮狀態(tài)下的示意 圖；圖12是心臟搏動輔助系統(tǒng)的第二種實施例的結(jié)構(gòu)示意圖。
具體實施例方式下面詳細描述本發(fā)明的實施例，下面參考附圖描述的實施例旨在解釋本發(fā)明，而 不能解釋為對本發(fā)明的一種限制。第一種實施例參見圖8，本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)，包括心室容積調(diào)節(jié)裝置10，該心室容積調(diào)節(jié)裝置10整體植入患有心力衰竭的患者的 心室內(nèi)部，用于調(diào)節(jié)心室容積；同步裝置27，同步裝置27的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；同步裝 置27內(nèi)設(shè)有自動除顫裝置和同步化治療裝置，自動除顫裝置和同步化治療裝置的輸出端 連接至心臟；控制裝置沈，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制心室容積調(diào)節(jié)裝置 10在心室收縮時同步減小心室的容積。控制裝置26、同步裝置27都可以采用現(xiàn)有的相關(guān)技術(shù)。圖3是本發(fā)明的第一種實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置10在心臟收縮期呈擴張狀態(tài) 的示意圖，圖5是心室容積調(diào)節(jié)裝置10的可伸縮裝置12在心臟舒張狀態(tài)下回縮至支撐裝 置11內(nèi)的示意圖。心室容積調(diào)節(jié)裝置10包括如下結(jié)構(gòu)與心室的內(nèi)部形狀相適應的凹形支持裝置11固定在心室內(nèi)，例如植入左心室之 心室容積調(diào)節(jié)裝置10的支撐裝置11為半橢球體，以植入心室內(nèi)并與心室心尖部的內(nèi)壁保 持良好接觸并以外科方式固定。支持裝置11內(nèi)側(cè)設(shè)有囊狀的柔性可伸縮裝置12，可伸縮裝 置12全部或部分地容納在支撐裝置11內(nèi)，并具有可從支撐裝置11擴張出來的擴張狀態(tài)和 從擴張狀態(tài)向支撐裝置11內(nèi)回縮的回縮狀態(tài)，以與心臟的搏動同步地、周期性地改變心室 內(nèi)容積和壓力?？缮炜s裝置12的下端設(shè)有與可伸縮裝置12內(nèi)腔連通的管道20，管道20穿過支持 裝置11和心室壁后連接至動力裝置25 (圖8)，動力裝置25連接至控制裝置26。該心室容積調(diào)節(jié)裝置10的驅(qū)動介質(zhì)為氣體或液體，即通過動力裝置25提供的動力驅(qū)動介質(zhì)進出可 伸縮裝置12進行伸縮。動力裝置25的驅(qū)動力迫使驅(qū)動介質(zhì)進入可伸縮裝置12內(nèi)部，推動 可伸縮裝置12由支撐裝置11內(nèi)向外擴展；負相驅(qū)動力將驅(qū)動介質(zhì)吸出，可伸縮裝置12受 負壓作用向支撐裝置11內(nèi)回縮。動力裝置25可以是氣壓或者液壓式的，并通過動力管道 將氣壓或者液壓動力傳輸?shù)皆O(shè)置在心室內(nèi)的心室容積調(diào)節(jié)裝置10，驅(qū)動心室內(nèi)的心室容積 調(diào)節(jié)裝置10與心臟同步工作，補償心臟收縮做功和促進心室舒張充盈，實現(xiàn)改善心臟功能 之目的。動力裝置內(nèi)部含有能維持心臟搏動輔助系統(tǒng)供電的不間斷電源。在可伸縮裝置12上與管道20連接的開口 13外設(shè)有防堵塞網(wǎng)14，以防止可伸縮裝 置12回縮時貼壁堵塞驅(qū)動介質(zhì)進出的管道20的開口。適合于制造過防堵塞網(wǎng)14的材料 例可以選擇如nitinol(鎳鈦諾)、硅酮、醫(yī)用聚氨酯之類的生物相容性材料。開口 13的直 徑例如為10-12mm，管道20長度可以為18_22mm，以使心室容積調(diào)節(jié)裝置植入心臟時，管道 20能夠穿過心肌壁與來自于動力裝置25的動力管道連通。管道20可以由鈦合金、醫(yī)用硬 質(zhì)聚氨酯或醫(yī)用硅膠等材料制成。本實施例中支持裝置11內(nèi)含柔性支撐網(wǎng)15，圖4示出了支撐裝置11的示意圖。支 撐網(wǎng)15作為整個心室容積調(diào)節(jié)裝置的非動作部分的主要支撐結(jié)構(gòu)，用于為可伸縮裝置12 的動作提供支撐，保證可伸縮裝置12的定向運動；并具有一定的剛性和柔性，保證與心室 壁可靠地接觸，以利于外科手術(shù)固定。另外，支撐網(wǎng)15在一定條件下可以收縮成管狀結(jié)構(gòu)， 以便于手術(shù)人員通過在心臟的心尖處切口將收縮成細管狀的支撐網(wǎng)15和回縮在支撐網(wǎng)15 內(nèi)的可伸縮裝置12—同輸送到心室內(nèi)，并使支撐網(wǎng)15達到預定的位置后釋放展開以和心 室壁接觸。適合于制造支撐網(wǎng)15的材料例如可以是鈦鎳記憶合金(例如鎳鈦諾)、PTFE (聚 四氟乙烯)、醫(yī)用纖維、醫(yī)用聚氨酯、醫(yī)用聚碳酸酯之類的生物相容性材料、特別是血液相容 性材料。為了適應患者心室壁的形狀，支撐網(wǎng)15展開時的高度和上部開口的直徑例如可以 分別為20,22. 5，25，27. 5，30mm禾口 35、40、45、50、55、60mm。但本發(fā)明不局限于此，可以根據(jù) 患者心室壁的形狀，臨時定制具有其它尺寸的支撐網(wǎng)15。以植入左心室的心室容積調(diào)節(jié)裝置為例，展開情況下的可伸縮裝置12為橢球體 的柔性內(nèi)囊16，內(nèi)囊16為由多層醫(yī)用聚氨酯和硅膠等醫(yī)用高分子材料一次成型制成的有 底部開口的橢球體。本實施例中，內(nèi)囊16包括三層結(jié)構(gòu)，即作為內(nèi)囊與驅(qū)動介質(zhì)接觸的內(nèi) 層17、起強度支撐作用的中層18和用于接觸血液的外層19。但也可以選擇使內(nèi)囊16具有 一層或者兩層、甚至更多層；所用材料也可選擇同種或異種生物材料，以及生物材料結(jié)合醫(yī) 用高分子材料或金屬材料。總之，只要保證囊16具有氣密性、可伸縮性、抗屈撓性、與相應 界面的理化穩(wěn)定性和生物相容性即可。根據(jù)工作目標心腔的幾何尺寸，該內(nèi)囊16的長軸長 度設(shè)計為35、40、45、50、55和60mm，短軸的長度設(shè)計為30、35、40、45、50和55mm。但本發(fā)明 不局限于此，可以根據(jù)患者心室的形狀定制具有其它尺寸的內(nèi)囊16。管道20可以通過從內(nèi) 囊16的囊壁一體向外延伸形成，以與動力裝置的連接通道連通(下文將要詳細描述)。內(nèi)囊16的下部與支撐網(wǎng)15緊密接觸后，通過在支撐網(wǎng)15和與之接觸的內(nèi)囊16 的下部均勻涂覆醫(yī)用聚氨酯膜，使支撐網(wǎng)15與內(nèi)囊16的下部牢固接觸，并增加內(nèi)囊16的 下部的強度和與心室壁組織的生物容性，聚氨酯膜的厚度約為300 500 μ m。心室容積調(diào)節(jié)裝置10還可用于加強心室壁、協(xié)助心室成形、防止附壁血栓和封閉 室間隔穿孔。
參見圖7當心臟收縮期間，可伸縮裝置12從支撐裝置11內(nèi)膨出進入擴張狀態(tài)，降 低了心室儲存血液的有效容積和增加心室內(nèi)壓力，從而使心室內(nèi)更多的血液被擠壓到動脈 中，輔助性地提高了心臟的泵血能力，增大了體循環(huán)和肺循環(huán)的血液流量，從而改善患者的 循環(huán)功能。舒張期可伸縮裝置12向支撐裝置11的凹型結(jié)構(gòu)回縮，使心室腔容積擴大和壓 力下降，促進舒張期血液回流，減輕體肺循環(huán)瘀血。因此，本發(fā)明的心室容積調(diào)節(jié)裝置對心 力衰竭具有一定的治療作用，甚至具有完全的治療作用。本發(fā)明的心臟搏動輔助系統(tǒng)還包括如圖9所示的心室形態(tài)保持裝置觀，該保持裝 置具有與心臟左右心室的外部形狀相匹配的網(wǎng)狀凹形結(jié)構(gòu)，以例如通過具有生物相容性的 外科縫合線結(jié)合到左右心室的外部。這樣，保持裝置28包覆在心室外膜面，以使心室不會 隨著心力衰竭的惡化或者因為心室容積調(diào)節(jié)裝置擴展時的正壓而發(fā)生進一步擴大變形。特 別是，在衰竭心臟處于極度收縮無力狀態(tài)下，這種保持裝置觀可以防止由于心室內(nèi)的心室 容積調(diào)節(jié)裝置10在心臟收縮期間擴張時心室發(fā)生大面積矛盾運動而過度膨脹，從而進一 步提高心室容積調(diào)節(jié)裝置10的輔助效率。在一種實施例中，保持裝置觀可以是網(wǎng)狀約束 罩，并且由與制造上述支撐網(wǎng)的材料相同的具有一定應力能力的生物相容性材料制成。保 持裝置觀的心尖部設(shè)有開口，以使心室容積調(diào)節(jié)裝置10的管線穿過。另外，也可以在植入心臟內(nèi)部的心室容積調(diào)節(jié)裝置10和保持裝置28上設(shè)置用于 檢測心臟功能和心室容積調(diào)節(jié)裝置10工作情況的傳感器，例如用于檢測心電信號的傳感 器、用于檢測血氧飽和度的傳感器、用于檢測心腔內(nèi)壓力的傳感器、用于檢測靜脈壓力的傳 感器、用于檢測心室的容積的傳感器、用于檢測心室容積調(diào)節(jié)裝置內(nèi)壓力的傳感器和用于 檢測心室容積調(diào)節(jié)裝置10伸縮距離或容積的傳感器等等。這些傳感器產(chǎn)生的信號可分別 傳輸?shù)酵窖b置27和/或者控制裝置26。同步裝置27根據(jù)這些傳感器36的檢測信號，判 斷是否需要自動除顫和啟動同步化治療，并同時按預定的程序產(chǎn)生同步參照信號，控制裝 置26根據(jù)同步參照信號按預定程序控制動力裝置25工作。在保持裝置觀上設(shè)有多個用于檢測心臟的工作情況的傳感器和心外膜面除顫電 極36等。除顫電極36根據(jù)來自于自動除顫裝置感應到的室顫心電信號后對心臟進行體內(nèi) 自動放電除顫，以維持心臟電興奮和機械運動的協(xié)調(diào)，有利于心室容積調(diào)節(jié)裝置10維持與 自體心臟動作有效同步。當心臟各腔室運動出現(xiàn)明顯不同步時，同步裝置自動啟動同步化 起搏治療，使心臟各腔室運動同步，同時保障心室容積調(diào)節(jié)裝置10與心臟同步工作。動力裝置25、控制裝置26、同步裝置27以及顯示心臟功能和心室容積調(diào)節(jié)裝置10 工作狀態(tài)的顯示器等設(shè)置在人體外部，并在本發(fā)明中統(tǒng)稱為外部裝置。這些外部裝置與設(shè) 置在心室容積調(diào)節(jié)裝置10上的傳感器、設(shè)置在保持裝置觀上的傳感器、以及設(shè)置在保持裝 置觀上的除顫電極36通過導線電連接。優(yōu)選地，這些導線可以設(shè)置在動力管道四的內(nèi)部 和/或外部，這樣可使各種導線與動力管道四一起進出人體。另外，這些傳感器可以通過 無線方式與外部裝置電連接。由控制裝置26根據(jù)患者心率、血壓和代謝需求調(diào)節(jié)心室容積 調(diào)節(jié)裝置10每次擴張時搏動的輔助容量和時程，而心臟舒張期間，由控制裝置沈根據(jù)患者 心率、心室內(nèi)壓和靜脈壓調(diào)節(jié)心室容積調(diào)節(jié)裝置10回縮的速率、時程和容積。上面描述了本發(fā)明的心臟搏動輔助系統(tǒng)包括一個心室容積調(diào)節(jié)裝置10的實施 例。雖然圖中示出了心室容積調(diào)節(jié)裝置10植入在左心室中，但本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以理 解，也可以將該心室容積調(diào)節(jié)裝置10植入在右心室中。進一步地，也可以分別在左右心室中同時植入一個本發(fā)明的心室容積調(diào)節(jié)裝置實現(xiàn)雙心室輔助。如果以本發(fā)明的心室容積調(diào) 節(jié)裝置實施雙心室同步搏動輔助，當輔助容積達到一定范圍，即單純心室容積調(diào)節(jié)裝置產(chǎn) 生的搏血量能維持足夠血壓，能滿足人體生理狀態(tài)下循環(huán)需要，即可認為實現(xiàn)全人工心臟 等同的效果和概念。第二種實施例第二種實施例與第一種實施例相比，變化的部分僅有心室容積調(diào)節(jié)裝置，圖10和 11是第二種實施例中的心室容積調(diào)節(jié)裝置的示意圖。第二實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置50 為電動裝置，即動力裝置小型化后植入體內(nèi)，通過外部提供的電力進行伸縮。參見圖10，心室容積調(diào)節(jié)裝置50包括如下結(jié)構(gòu)圓盤狀基座52固定在心室的心 尖端，基座52的中心固定有無刷直流電機54，電機M中心的轉(zhuǎn)子上設(shè)有軸向通孔，軸向通 孔帶有內(nèi)螺紋，驅(qū)動螺桿55與內(nèi)螺紋嚙合，隔膜53的周邊與基座52的邊緣密封結(jié)合，隔膜 53的內(nèi)側(cè)面中心設(shè)有驅(qū)動盤56，驅(qū)動盤56的下表面與驅(qū)動螺桿55的頂端固定在一起，基 座52的下側(cè)固定有半橢球形底殼51 ；電機M連接至控制裝置26。驅(qū)動盤56下表面上連 接有若干例如O個、3個或者4個)向下延伸的引導桿57，每個引導桿57都穿過位于基座 52上的引導孔。引導桿57上還設(shè)有引導桿運動位置傳感器571，引導桿運動位置傳感器571連接 至控制裝置26，引導桿運動位置傳感器571用于當引導桿57運動至引導桿運動位置傳感 器571所處的位置時發(fā)出信號，以控制引導桿57、隔膜53運動的起止界限和引導桿57、隔 膜53的定位?；?2可以由例如鈦合金(例如nitinol (鎳鈦諾))制成。電機M可以在控制 裝置沈的控制下依規(guī)定速度正向或者反向旋轉(zhuǎn)。驅(qū)動螺桿55與電機M螺紋嚙合并將電 機M的旋轉(zhuǎn)運動轉(zhuǎn)換成直線運動，以使驅(qū)動螺桿55在電機M的驅(qū)動下以一定速度直線運 動。在驅(qū)動螺桿55驅(qū)動驅(qū)動盤56往復直線移動時，多個引導桿57也在各自引導孔內(nèi)往復 移動，從而確保了驅(qū)動盤56移動時的穩(wěn)定性。隔膜53的構(gòu)造和材料可以與第一實施例的囊16相同，這里不再贅述。底殼51、基 座52和隔膜53形成與心室內(nèi)的血液、心肌和周圍組織隔離的密封結(jié)構(gòu)。當通過心臟心尖 部的切口將心室容積調(diào)節(jié)裝置50基座以上的部分放置到心室內(nèi)之后，基座52的外緣通過 手術(shù)縫合固定在心尖部切口處心肌邊緣。底殼51及所含之內(nèi)容位于心臟外的體腔內(nèi)。各 種導線由胸壁隧道和皮膚截口引出于體外與控制裝置26和電池連接。參見圖10，當將第二實施例的心室容積調(diào)節(jié)裝置50植入到心室內(nèi)之后，伴隨著心 臟的收縮，電機討正向轉(zhuǎn)動，帶動驅(qū)動螺桿陽和驅(qū)動盤56向上移動，從而驅(qū)動隔膜53向 上展開。由于心臟本身的收縮和隔膜53的擴張，使心腔內(nèi)容積縮小和心室內(nèi)的血液壓力上 升，驅(qū)使血液經(jīng)心臟的半月瓣進入主(肺)動脈，進入體、肺循環(huán)。此時，位于下部的底殼51 與心尖部的心室壁密切接觸，而不損害局部心室壁的組織，由此提供整個心室容積調(diào)節(jié)裝 置50與心室壁之間的固定基礎(chǔ)和動作支點，以保證隔膜53向上定向運動。圖11所示為心 臟舒張期間隔膜53向下回縮的回縮狀態(tài)。伴隨著心臟的舒張，隔膜53在驅(qū)動組件的驅(qū)動 下大致向下收縮到基座52附近，促進血液經(jīng)心臟的房室瓣回流到心室內(nèi)。同步裝置27小型化后植入體腔內(nèi)或皮下，通往心臟導線分別經(jīng)靜脈至心腔或直 接至心表的整合在保持裝置28上的電極或傳感器、通往控制系統(tǒng)的導線經(jīng)電機導線之胸壁隧道和皮膚截口一同引出至體外。電機M的電源也可以合并在控制裝置中?？沙潆婋?池60和控制裝置沈小型化后由病人隨身攜帶?？刂蒲b置和電源也可放置在人體內(nèi)部，以 無線方式充電。另外，采用本發(fā)明的心室容積調(diào)節(jié)裝置治療心力衰竭，心室內(nèi)的血液只是和心室 容積調(diào)節(jié)裝置的隔膜外表面接觸，而本發(fā)明所包括的心室容積調(diào)節(jié)裝置的隔膜具有極好的 生物相容性，而不是象傳統(tǒng)的體外循環(huán)或心臟外旁路循環(huán)方式治療心力衰竭那樣血液要流 經(jīng)血泵和管道，因此，本發(fā)明的心室容積調(diào)節(jié)裝置最大限度地降低了對血液生物性能的破 壞，從而維持了血液的活性。以上的實施例僅僅是對本發(fā)明的優(yōu)選實施方式進行描述，并非對本發(fā)明的范圍進 行限定，在不脫離本發(fā)明設(shè)計精神的前提下，本領(lǐng)域普通工程技術(shù)人員對本發(fā)明的技術(shù)方 案作出的各種變形和改進，均應落入本發(fā)明的權(quán)利要求書確定的保護范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于，包括心室容積調(diào)節(jié)裝置(10)，用于調(diào)節(jié)心室容積；同步裝置(27)，同步裝置、2Τ)的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；控制裝置(沈)，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調(diào)節(jié)裝 置(10)在心室收縮時同步減小心室的容積。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述同步裝置07)內(nèi)設(shè)有 自動除顫裝置和同步化治療裝置，所述自動除顫裝置的除顫電極(36)連接至心臟，所述同 步化治療裝置的起搏電極植入心腔。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述心臟搏動輔助系統(tǒng)還 包括心室形態(tài)保持裝置( )，所述心室形態(tài)保持裝置08)具有與心臟左右心室的外部形 狀相匹配的網(wǎng)狀凹形結(jié)構(gòu)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述心室容積調(diào)節(jié)裝置 (10)包括如下結(jié)構(gòu)與心室的內(nèi)部形狀相適應的凹形支持裝置(11)固定在心室內(nèi)，所述支持裝置(11)內(nèi) 側(cè)設(shè)有囊狀的柔性可伸縮裝置(12)，所述可伸縮裝置(1 的下端設(shè)有與所述可伸縮裝置 (12)內(nèi)腔連通的管道(20)，所述管道00)穿過所述支持裝置(11)和心室壁后連接至動力 裝置(25)，所述動力裝置0 連接至所述控制裝置06)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述管道OO)在所述可伸 縮裝置(12)內(nèi)的開口端設(shè)有防堵塞網(wǎng)(14)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述支持裝置(11)為柔性 支撐網(wǎng)(15)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述心室容積調(diào)節(jié)裝置 (50)包括如下結(jié)構(gòu)圓盤狀基座(5 固定在心室的心尖端，所述基座(5 的中心固定有無刷直流電機 (M)，所述電機(54)中心的轉(zhuǎn)子上設(shè)有軸向通孔，所述軸向通孔帶有內(nèi)螺紋，驅(qū)動螺桿 (55)與所述內(nèi)螺紋嚙合，隔膜(5 的周邊與所述基座(5 的邊緣密封結(jié)合，所述隔膜 (53)的內(nèi)側(cè)面中心設(shè)有驅(qū)動盤(56)，所述驅(qū)動盤(56)的下表面與驅(qū)動螺桿(5 的頂端固 定在一起，所述基座(5 的下側(cè)固定有半橢球形底殼(51)；所述電機(54)連接至所述控 制裝置(26)和電源(60)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述驅(qū)動盤(56)下表面上 連接有若干向下延伸的引導桿(57)，每個所述引導桿(57)都穿過位于所述基座(5 上的 引導孔。
9.根據(jù)權(quán)力要求8所述的心臟搏動輔助系統(tǒng)，其特征在于所述引導桿(57)上還設(shè)有 引導桿運動位置傳感器(571)，引導桿運動位置傳感器(571)連接至所述控制裝置( )，所 述引導桿運動位置傳感器(571)用于當所述引導桿(57)運動至所述引導桿運動位置傳感 器(571)所處的位置時發(fā)出信號，以控制所述引導桿(57)運動的起止界限和所述引導桿 (57)的定位。
全文摘要
一種心臟搏動輔助系統(tǒng)，包括心室容積調(diào)節(jié)裝置，用于調(diào)節(jié)心室容積；同步裝置，同步裝置的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；控制裝置，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調(diào)節(jié)裝置在心室收縮時同步減小心室的容積。所述同步裝置內(nèi)設(shè)有自動除顫裝置和同步化治療裝置，所述自動除顫裝置的除顫電極連接至心臟，所述同步化治療裝置的起搏電極植入心腔。本發(fā)明心臟搏動輔助系統(tǒng)的心室容積調(diào)節(jié)裝置體積小，可植入心室內(nèi)部，能完全模擬心室壓力容積變化規(guī)律與心臟同步搏動工作，可以用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭、心室成形和修復心室間隔穿孔。
文檔編號A61M1/12GK102038979SQ20091017797
公開日2011年5月4日 申請日期2009年10月23日 優(yōu)先權(quán)日2009年10月23日
發(fā)明者楊碧波 申請人:楊碧波