專利名稱：心臟輔助泵血裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種心臟人工輔助裝置。
背景技術：
隨著科學技術的進步，心臟輔助裝置的制造技術和臨床應用技術都在不斷進步， 特別是美國、德國等發(fā)達國家，在左心室輔助裝置、右心室輔助裝置、全人工心臟等心臟輔 助裝置的研究中都取得很大進展，特別是近年來，以INCOR為代表的德國生產(chǎn)的左心室輔 助裝置，由于采用了高性能的軸流式血液泵和磁懸浮軸承，性能和可靠性都得到很大提高， 已在臨床上得到初步運用，我國近年也有少量引進，用于晚期心臟病人的臨床救治。但是， 左心室輔助裝置的發(fā)展還要進一步解決血泵的小型化和射血效能問題、血細胞的損傷和凝 血問題、控制裝置的智能化和可靠性等問題?？傊?，各種人工輔助裝置著力于替代或部分替 代心臟的功能，但都存在不少亟待解決的問題，雖然已在人體上開始初步運用，但距離大面 積、長時間推廣使用還有一段很長的路要走。
發(fā)明內容
本發(fā)明的目的是，針對現(xiàn)有技術存在的不足，提出一種人工輔助泵血裝置，協(xié)助患 病心臟工作，而不是替代或部分替代心臟的功能，即提供一種心臟輔助泵血裝置，跟隨心臟 搏動情況，通過液壓(或氣壓)等外部驅動系統(tǒng)，適時向心臟提供外力協(xié)助，以增加心臟的 泵血量，解決心衰病人心臟泵血不足的問題，達到減輕心臟負擔，有利心臟康復，延長病人 生命的目的。為了實現(xiàn)上述發(fā)明目的，本發(fā)明采取的技術方案是，提出一種心臟輔助泵血裝置， 包括胸腔內置部件、體外驅動部件、信號采集裝置、控制系統(tǒng)和電源，胸腔內置部件由硬質 外殼、內襯薄膜和兩者之間的密閉空腔構成，所述密閉空腔設有一外連通管，所述外連通管 通過壓力調節(jié)閥與體外驅動部件連通；所述控制系統(tǒng)包括信號輸入端、信號輸出端和信號 處理模塊；所述體外驅動部件的信號輸入端連接控制系統(tǒng)的信號輸出端，所述控制系統(tǒng)的 信號輸入端連接有信號采集裝置。根據(jù)實施方案，所述胸腔內置部件中的密閉空腔可為整體式密封室；也可由左右 對稱的兩個密封室組合而成，兩密封室分別置于左、右心室兩側，且兩密封室之間采用內連 通管連通。根據(jù)實施方案，所述胸腔內置部件中密閉空腔為環(huán)繞心臟，且使心尖外露的環(huán)形 密閉空腔，還可以為包裹心尖的圓錐形部件；所述密閉空腔連接的外連通管可以為硬連通 管，其同時又作為胸腔內置部件的安裝支架，還可以采用軟連通管，此時，心臟內置部件通 過縫合直接固定在心臟上。作為其中一種優(yōu)選方案，所述信號采集裝置為安裝于心臟上，用于采集心臟搏動 的位置傳感器；也可以采用安裝于體外，用于采集心臟心音的聲電轉換裝置。作為其中一種優(yōu)選方案，所述體外驅動部件包括依次連接的驅動電機、減速箱體和帶缸蓋的缸體，其中減速箱體內設有與驅動電機連接的齒輪減速系統(tǒng)、圓柱凸輪、傳動銷 軸和活塞，所述缸體內設置有壓縮包；所述齒輪減速系統(tǒng)與圓柱凸輪連接，使圓柱凸輪帶動 與其通過傳動銷軸連接的活塞作直線往復運動，活塞一端與氣缸內的壓縮包固定連接；缸 體與減速箱體之間設有可調節(jié)的螺紋連接套。所述壓縮包、壓力調節(jié)閥與外連通管和密閉 空腔連通，共同構成連通器，所述連通器內裝有液體或氣體。本發(fā)明所述心臟輔助泵血裝置的結構原理及工作過程如下所述心臟輔助泵血裝 置主要由胸腔內置部件、體外驅動部件、控制系統(tǒng)、心臟搏動信號采集裝置和電源組成。胸 腔內置部件為外殼堅硬內襯薄膜的構件，內襯薄膜與硬質外殼周邊緊密連接，在兩者之間 留有一定空間，形成一個密閉空腔，安裝在心臟外部位于左右心室的外側，并通過外連通管 與體外驅動部件相連。體外驅動部件跟隨心臟搏動規(guī)律，通過外連通管適時將液體(或氣 體)泵入和泵出置于體內構件的密閉空腔。在心室收縮時泵入液體(或氣體)，給心室施加 一定壓力，幫助心室收縮，以提高心臟的泵血能力；當心室舒張時，將液體(或氣體)泵出至 體外，釋放施加在心室外周的壓力，以不影響心室舒張。控制系統(tǒng)將采集裝置采集到的心臟 第一心音或第二心音作為控制基準信號，也可在心臟上直接安裝傳感器，檢測心臟搏動情 況。二者檢測方式不同，但都是為了保證控制系統(tǒng)控制體外驅動部件在心室收縮時泵入液 體(或氣體)，于左右心室外側產(chǎn)生向內的壓力，幫助心臟收縮；心室舒張時泵出液體(或 氣體)，釋放壓力以利心室舒張。此外，胸腔內置部件的密閉空腔可以做成一個整體密封室， 也可分隔為左右對稱的兩個密封室，置于左、右心室兩側，兩室之間用內連通管連通。同時， 胸腔內置部件可根據(jù)心臟形狀，制成能使心尖外露的近似環(huán)形，也可制成包裹心尖的近似 錐形。環(huán)形結構只對心室外側施加壓力，錐形結構則對心室外側和心尖都施加壓力。電源 為直流電源，用于向控制系統(tǒng)和體外驅動部件提供能源。本發(fā)明提供的心臟輔助泵血裝置具有如下優(yōu)點1.采用外力協(xié)助心臟泵血，以增強心臟的功能，而不是如左心室輔助裝置、右心室 輔助裝置等心臟輔助裝置那樣，部分取代心臟的功能。由現(xiàn)有心室輔助裝置的替代作用改 為心臟輔助泵血裝置的輔助作用，開拓了人工輔助裝置的新視野。2.未改變人體供血的自然機理，不但保留了脈動供血，而且供血量可以根據(jù)運動 狀況、體溫狀況、精神及情緒狀況等自然調節(jié)，這些都是現(xiàn)有人工心臟器件無法實現(xiàn)的。3.對左心衰、右心衰和全心衰病人都有效，不同于左心室輔助裝置在病人發(fā)生右 心衰時無法提供幫助；右心室輔助裝置在病人發(fā)生左心衰時無能為力。4.對血液不產(chǎn)生不利作用，完全克服了現(xiàn)有心室輔助裝置的血液細胞的機械損 傷、熱損傷及凝血等不足。5.心臟輔助泵血裝置可實現(xiàn)與心臟無接觸安裝，除必須打開胸腔外，對心臟本身 不需要進行外科手術，對心臟的損傷明顯小于現(xiàn)有心室輔助裝置。由于不傷及心臟和血管， 因此安裝心臟輔助泵血裝置手術難度相對而言要小，且不需要抗凝血治療，手術和醫(yī)藥費 用低且不存在抗凝治療易導致病人內臟和顱內出血的副作用。6.由于作用在心臟上的外力是通過液壓(或氣壓)施加，系柔性接觸，而非剛性接 觸，外力對心臟的機械損傷小。在病人心臟康復后，可通過密封外連通管在體外的出口，實 行外力輔助裝置的卸載，而不必再次打開胸腔，而且，當病人病情出現(xiàn)反復，需要再次使用 心臟輔助泵血裝置時，又可打開密封的外連通管，重新啟用裝置，不必任何外科手術。
7.通過外力協(xié)助，使患病的心臟負擔減輕，有利于心臟的康復，起到輔助治療的作 用，不同于現(xiàn)有心室輔助裝置臨時替代心臟部分功能，以等待心臟移植的作用，因此更適于 病人長期使用。8.充分利用了心臟的泵血能力，外力是協(xié)助而不是替代，因此心臟輔助泵血裝置 需要的功率比現(xiàn)有心室輔助裝置的明顯減小。9.心臟輔助泵血裝置的動作與心臟的搏動同步，因此動作頻率底，制造精度要求 不高，容易加工制作，可靠性高，制造成本低，易于在中低收入人群中推廣，市場占有率將很 尚o10.體外驅動部件、電源和控制系統(tǒng)更換、維護簡單方便，而且在更換或維修時不 會危及病人生命。此外，由于電源更換方便且更換電源時不危及病人生命，因此，配置電源 的容量小，使整個裝置的體積小，重量輕，攜帶方便，增加了病人的舒適感。11.防感染能力強，雖然體內有外連通管與體外相連，但是由于內外連接成一個完 全密封的區(qū)間，只要在相關體外構建表面涂覆具有殺菌防菌功能的涂料，并在連通器內使 用具有殺菌防菌功能的液體，則細菌進入胸腔的可能性將很小。因此，本發(fā)明為心臟的人工輔助裝置的研究開辟了一條新途徑。以下結合附圖和實施例對本發(fā)明做進一步的說明。
圖1是所述心臟輔助泵血裝置中密閉空腔的一實施結構示意圖；圖2是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置環(huán)形分體式結構示意圖，圖3是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置環(huán)形整體式結構示意圖，圖4是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置錐形整體式結構示意圖，圖5是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置中體外驅動部件的結構示意圖，圖6是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置驅動直流電動機電流波形與凸輪行程關系示意 圖，圖7是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置控制系統(tǒng)框圖，圖8是本發(fā)明心臟輔助泵血裝置整體式錐形結構安裝示意圖，圖9是實施例所述壓力調節(jié)閥的結構示意圖。在圖中1-硬質外殼， 2-內襯薄膜， 3-環(huán)形整體式密閉空腔，4-心臟，5-外連通管，6-環(huán)形分體式密閉空腔，7-錐形整體式密閉空腔，8-直流電動機，9-減速箱體，10-齒輪減速系統(tǒng)，11-傳動銷軸，12-凸輪，13-活塞，14-螺紋連接套，15-缸體，16-壓縮包，17-缸蓋，18-內膜縫合部分，19-半月形固定片，20-調節(jié)套，21-輸入管，22-輸出管，23-定位螺母，24-內連通管，25-信號采集裝置，26-直流電動機電流檢測裝置，27-信號處理模塊，28-直流電壓調節(jié)裝置。
具體實施例方式參見圖1，本發(fā)明所述心臟輔助泵血裝置胸腔內置部件的結構是硬質外殼1和內 襯薄膜2密封構成密閉空腔，硬質外殼1由具有一定機械強度，不易變形的硬塑類材料或金 屬做成，內襯薄膜2由具有抗排斥、抗老化、不過敏的化工材料制作，如膨體聚四氟乙烯等。 內襯薄膜2與硬質外殼1之間留有一定距離，用膠粘劑或熱壓等工藝密封結合，形成密閉空 腔。參見圖2，密閉空腔可以做成兩個獨立的密封室，通過內連通管24構成一個整體，稱為 分體式密閉空腔。參見圖3和圖4，密閉空腔也可做成一個整體式密封室，稱為整體式密閉 空腔。參見圖2，胸腔內置部件為環(huán)形結構，即能使心尖外露的環(huán)狀，密閉空腔為環(huán)形分 體式密閉空腔6，參見圖3，密閉空腔為環(huán)形整體式密閉空腔3。參見圖4，胸腔內置部件為 錐形整體式密閉空腔7，密閉空腔為包裹心尖的錐形。無論將密閉空腔做成一個整體，還是 做成兩個左右對稱的部分，都必須通過外連通管5與體外驅動部件連通。當胸腔內置部件 采用接觸式安裝直接安裝在心臟上時，外連通管5可以用軟連通管；當胸腔內置部件采用 非接觸式安裝時，外連通管采用硬連通管，兼做胸腔內置部件的安裝支架。參見圖5，本發(fā)明心臟輔助泵血裝置的體外驅動部件是一個活塞式注射泵，所述體 外驅動部件包括驅動電機，即直流電動機8、減速箱體9和帶缸蓋17的缸體15，其中減速箱 體內設有與直流電動機8連接的齒輪減速系統(tǒng)10、傳動銷軸11、圓柱凸輪12和活塞13，所 述缸體15內設置有壓縮包16 ；所述齒輪減速系統(tǒng)10與圓柱凸輪12連接，使圓柱凸輪12帶 動與其通過傳動銷軸11連接的活塞作直線往復運動，活塞外端面與缸體內的壓縮包16固 定連接；缸體15與減速箱體9之間設有可調節(jié)的螺紋連接套14。所述圓柱凸輪12用于將 旋轉運動轉換為活塞13的往復運動，為減少沖擊，其輪廓曲線以正弦型曲線為宜，也可使 用余弦曲線、漸開線等其他曲線。凸輪12的推程角大于回程角，近休止角大于遠休止角，推 程時活塞泵將液體泵入體內密閉空腔，回程時活塞泵將液體快速抽回壓縮包16，以釋放心 臟外壓力。遠休止角小，用于穩(wěn)定施加在心臟的壓力，近休止角大，用于讓心室獲得足夠的 充盈時間?？傊?，各行程角度的大小應使凸輪12的運動能接近心臟一個泵血周期內心室收 縮、心室舒張和心室充盈的時間規(guī)律。壓縮包16由彈性材料制作，與體內的密閉空腔通過 壓力調節(jié)閥與連通管5構成一個密封區(qū)間，以防止細菌通過密封室的液體進入體內。由于對應凸輪運動的四個行程，壓縮泵的負荷不同，驅動直流電動機的電流大小 也不同，通過檢查電機電流波形，可以獲取活塞運動信息，電流波形與活塞運動位置的對應 關系如圖6所示。圖中對應凸輪四個行程，電動機的電流大小不同，推程時電流最大，凸輪 運動在遠休止角位置時電流減小，當凸輪運動在回程角區(qū)間時電流增大，但小于推程時的 電流，當凸輪運動在近休止角時，電流最小，由此通過檢測電動機的電流，就可以檢測到凸 輪運動的區(qū)間，進一步可掌握活塞運動狀態(tài)及位置。當控制系統(tǒng)檢測到心臟搏動的第一心 音或第二心音時，通過與電流信號的比較，可以判斷活塞運動是否與心臟運動配合良好，如 果出現(xiàn)不同步情況，如心室收縮開始后，壓縮泵還沒有開始將液體壓入體內，或心室收縮沒 有開始，壓縮泵過早的將液體壓入體內，則控制系統(tǒng)將提高或降低驅動電動機8的電壓，以 提高或減小電動機轉速，使之拉入同步。同時，這一功能可以確?；钊?3往復運動頻率與 心臟搏動頻率相同。圖7為控制系統(tǒng)框圖，本實施例所述心臟輔助泵血裝置中的控制系統(tǒng)由用來采集心臟搏動信息的信號采集裝置25、信號處理模塊27、直流電壓調節(jié)裝置28等幾部分組成。 其中信號處理模塊的輸入端信號包括心音檢測信號和直流電動機電流檢測信號，信號輸出 至直流電壓調節(jié)裝置，控制其輸出電壓，達到調節(jié)直流電動機轉速的目的。心音輸入信號可 以是采集裝置中聲電轉換裝置輸出的心音信號。當系統(tǒng)檢測到心臟發(fā)出的第一心音時，表 示心室開始收縮，當系統(tǒng)接收到心臟發(fā)出的第二心音時，表示心室開始舒張。心臟工作狀態(tài) 信號也可來自安裝在心臟外表面的位置傳感器。當系統(tǒng)檢測到心室開始收縮時，活塞泵的 活塞行程應正處于將液體壓入體內密封室的起步階段；或當系統(tǒng)檢測到心室開始舒張時， 活塞泵的活塞行程應正處于將液體抽回壓縮包內的起步階段?？刂葡到y(tǒng)只需要對第一心音 和第二心音中的一個與活塞位置信號進行比對和校正。另一心音與凸輪的位置關系由凸輪 自身的結構保證。例如，檢測到第一心音，控制系統(tǒng)通過調節(jié)電動機轉速，使第一心音出現(xiàn) 時，凸輪正好運動到推程起始區(qū)，則只要凸輪的四個行程設計恰當，活塞的運動就能與心臟 的運動良好的配合。一般而言，人體心臟的運動規(guī)律基本相同，以每次搏動周期為0. 8秒計 算，(約為心跳80次/分)則心室收縮約為0.3秒，心室舒張與充盈時間約為0.5秒。參 見圖6，如果凸輪的推程角為130°，遠休止角10°，回程角65°，近休止角155°，則就基本 可以保證活塞運動與心臟運動狀態(tài)相符，當心臟實際搏動次數(shù)高于或低于設定值時，雖然 收縮和舒張時間發(fā)生改變，但是各區(qū)間占用的時間的相對比值基本不變，因此，只要控制系 統(tǒng)能如前面所述，及時根據(jù)心臟搏動情況，調節(jié)減速機的輸入電壓，改變電機轉速，對心音 與活塞位置做好校對，則可實現(xiàn)泵與心臟運動的良好配合。即由凸輪保證心動周期內壓縮 包聯(lián)動的活塞運動與心臟運動的配合；由控制系統(tǒng)保證泵與心臟運動的同步。以下提供一種具體實施例，參見圖8，心室硬質外殼1根據(jù)人體心臟心室外側表面 形狀及大小制作成近似錐形，上端不超過心臟冠狀溝，下端包裹心尖，使用膨體聚四氟乙烯 注塑成形。內膜1同樣采用具有抗過敏、抗排斥的膨體聚四氟乙烯材料制作，厚度在1mm左 右，熱塑成型，通過膠粘或熱塑與外殼上端突出的圓環(huán)部分結合成一體，內襯薄膜2留有足 夠的長度余量和具有良好的彈性，以不妨礙心臟自身的運動。密閉空腔的容量按照心臟最 大收縮量確定。一般人體心臟每搏輸出量在70ml左右，因此心臟收縮終了時密閉空腔的容 量為最大，應不小于140ml。密閉空腔通過外連通管5與體外驅動部件出口相連。外連通管 5也采用膨體聚四氟乙烯材料制作，以解決排斥問題。由于錐形結構包裹心尖，外力作用在 心尖上，將對胸腔內置部件產(chǎn)生向下的拉力，因此硬質外殼上端口略大于內膜，硬質外殼上 端圓環(huán)形凸出部分與內襯薄膜結合，當液體壓入密閉空腔時，凸出部分承受的液壓力向上， 以與外殼位于心尖部分向下的力平衡，減小內膜與心臟縫合部分的受力。內置部件采用接 觸式安裝，內襯薄膜2在外殼上端伸出10mm左右，形成位于心房外表面的上端縫合部分18， 內膜伸出部分18環(huán)繞心房外側，安裝時將內膜縫合在心臟上。另外，在硬質外殼1上端繞 圓周分布有四個燕尾形槽，槽內各嵌入一個半月形固定片19，將密封定位，實現(xiàn)內置部件的 接觸式安裝。注射式壓力泵的實施例參見附圖5，直流電動機8通過鍵連接，驅動齒輪減速系統(tǒng) 10，進而帶動圓柱凸輪12旋轉，凸輪運動通過銷軸11將旋轉運動轉換為活塞13的往復運 動，壓縮包16 —端固定在活塞13上，跟隨活塞在缸體15內運動，將壓縮包16內的液體泵 入和泵出置于體內的密閉空腔。缸體15與減速箱體9之間通過螺紋連接套14固定，調節(jié) 螺紋擰入深度，可調節(jié)泵的輸出量。參見附圖6，凸輪為圓柱凸輪，其輪廓曲線為正弦型，凸輪曲線方程和參數(shù)如下 推程運動角S ^ = 130°，遠休止角S = 10°，回程運動角S 2 = 65°，近休止角 6 3 = 155°，行程h = 30mm。推程運動方程 回程運動方程
(o< s < s2)式中s為任意時刻的運動角,
若以心臟搏動周期為0.8秒計算，則凸輪推程運動時間，對應泵對心室施壓時間 約0.3秒；凸輪回程時間，對應泵將密封室液體回抽釋放心室外壓力的時間為0. 15秒，凸輪 在近休止角運動，對應活塞停止和心室血液充盈時間為0. 35秒，基本符合心臟在一個搏動 周期內的運動規(guī)律。考慮個體差異，對具體病人，可通過臨床檢測，確定其一個搏動周期內 心臟運動規(guī)律，對凸輪的輪廓曲線進行修正。外連通管5體外部分和壓縮包的外側涂覆具 有防菌、殺菌能力的涂層，包內液體采用無腐蝕、具備殺菌能力的液體。泵在每次泵出液體 時所做功應不大于心臟每搏功，由于人體正常心臟左心室每搏功約為83g-m，右心室約為左 心室做功的六分之一，因此心臟每搏功約為100g-m?；钊?3運動距離為30mm，則推程時作 用在活塞上的力為3. 3kg。參見附圖7，提供一種控制系統(tǒng)的實施例，對活塞運動的控制為閉環(huán)控制。如果心 臟收縮和舒展的信號取自安裝在心臟上的位置傳感器，則通過信號放大后可以直接獲取心 臟收縮和舒展的信號。如果輸入信號取自心臟的第一心音或第二心音，則可令心音先通過 共鳴裝置增強后加載到聲電轉換器件，轉換為相應的電信號，經(jīng)系統(tǒng)濾波、鑒別，輸送給信 號處理器。心臟發(fā)出了第一心音，說明心臟開始收縮；心臟發(fā)出了第二心音，說明心臟開始 舒展。信號處理器的另一信號來自驅動電機的電流。以提取第一心音為控制信號為例，當 處理器得到輸入第一心音信號，立即與電流信號進行比較，計算出電動機電流達到最大的 時刻與第一心音發(fā)生的時刻之間的時差At，如果時差At較大，且電動機電流達最大的時 刻先于第一心音產(chǎn)生的時刻，(即At為正)則輸出降低電壓的信號至電壓調節(jié)裝置，將電 機轉速降低；如果電流達最大時刻晚于第一心音，(即At為負)則輸出升高電壓的信號， 以提高電機轉速；如果時差At很小，(At約等于零)則輸出維持電壓不變的信號。具體 升高或降低電壓量根據(jù)At的大小及電機轉速特性計算確定，計算式中設加權系數(shù)，加權 系數(shù)由控制系統(tǒng)通過自學習逐步修正，以提高控制精度。通過控制系統(tǒng)的自動調節(jié)，使上述時差At趨近零后，泵的運動與心臟運動之間 的配合由凸輪保證。不同人體的心臟每搏血液輸出量不同，相應地，活塞往復運動一次的輸出量也不 同，通過調節(jié)缸體15對螺紋連接套14的擰入深度，可以調節(jié)泵的一次輸出量，將螺紋擰到 最大深度，泵的一次輸出量也最大。泵的輸出壓力可以通過安置在外連通管5和壓縮包16之間的壓力調節(jié)閥進行。壓 力調節(jié)閥的結構參見圖9，圖中輸出管22與外連通管連通，輸入管21與壓縮包連通，輸出管 22和調節(jié)套20都有一個扇形窗口和扇形片相間的端面，當二個端面窗口對齊時，閥門液體流通面積最大。固定輸出管22，旋轉調節(jié)套20，二者的窗口和扇形片間發(fā)生錯位，調節(jié)套20 的扇形片將遮擋輸出管22的扇形窗口的一部分，閥門液體流通面積減小。當二者的扇形片 和扇形窗口對正時，閥門液體流通面積最小。由于泵的一次輸出量確定后，閥門的液體流通 面積改變，則輸出的壓力也就隨之變化，流通面積越小，輸出壓力就越大。因此，旋轉調節(jié)套 20就可實現(xiàn)泵的輸出壓力的連續(xù)無級調節(jié)。當然，液體流通面積的連續(xù)調節(jié)還可以采用其 他形式的閥門實現(xiàn)，如旋轉閥門等。
權利要求
一種心臟輔助泵血裝置，其特征在于包括胸腔內置部件、體外驅動部件、信號采集裝置、控制系統(tǒng)和電源，胸腔內置部件由硬質外殼、內襯薄膜和兩者之間的密閉空腔構成，所述密閉空腔設有一外連通管，所述外連通管通過壓力調節(jié)閥與體外驅動部件連通；所述控制系統(tǒng)包括信號輸入端、信號輸出端和信號處理模塊；所述體外驅動部件的信號輸入端連接控制系統(tǒng)的信號輸出端，所述控制系統(tǒng)的信號輸入端連接有信號采集裝置。
2.根據(jù)權利要求1所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述胸腔內置部件中的密閉 空腔為整體式密封室。
3.根據(jù)權利要求1所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述胸腔內置部件中的密閉 空腔由左右對稱的兩個密封室組合而成，兩密封室分別置于左、右心室兩側，且兩密封室之 間采用內連通管連通。
4.根據(jù)權利要求1-3之一所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述胸腔內置部件中 的密閉空腔為環(huán)繞心臟，且使心尖外露的環(huán)形密閉空腔。
5.根據(jù)權利要求1-3之一所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述胸腔內置部件的 密閉空腔為包裹心尖的圓錐形部件，所述密閉空腔連接的外連通管為硬連通管，其同時又 作為胸腔內置部件的安裝支架。
6.根據(jù)權利要求1-3之一所述心臟輔助泵血裝置，其特征是，所述信號采集裝置為安 裝于心臟上，用于采集心臟搏動規(guī)律的位置傳感器。
7.根據(jù)權利要求1-3之一所述心臟輔助泵血裝置，其特征是，所述信號采集裝置為安 裝于體外，用于采集心臟心音的聲電轉換裝置。
8.根據(jù)權利要求1-3之一所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述體外驅動部件包 括依次連接的驅動電機、減速箱體和帶缸蓋的缸體，其中減速箱體內設有與驅動電機連接 的齒輪減速系統(tǒng)、圓柱凸輪、傳動銷軸和活塞，所述缸體內設置有壓縮包；所述齒輪減速系 統(tǒng)與圓柱凸輪連接，使圓柱凸輪帶動與其通過傳動銷軸連接的活塞作直線往復運動，活塞 一端與氣缸內的壓縮包固定連接；缸體與減速箱體之間設有可調節(jié)的螺紋連接套。
9.根據(jù)權利要求8所述心臟輔助泵血裝置，其特征在于所述壓縮包、壓力調節(jié)閥與外 連通管和密閉空腔連通，共同構成連通器，所述連通器內裝有液體或氣體。
全文摘要
一種心臟輔助泵血裝置，包括胸腔內置部件、體外驅動部件、信號采集裝置、控制系統(tǒng)和電源，胸腔內置部件由硬質外殼、內襯薄膜和兩者之間的密閉空腔構成，所述密閉空腔設有一外連通管，其通過壓力調節(jié)閥與體外驅動部件的輸出端連接；體外驅動部件的信號輸入端連接控制系統(tǒng)的信號輸出端，所述控制系統(tǒng)的信號輸入端連接有信號采集裝置。當心室收縮時，體外驅動部件向密閉空腔泵入液體，對心室施加壓力，幫助心室收縮；當心室舒展時，體內密閉空腔的液體被泵出，釋放施加在心室外側的壓力，以利心室舒展，有效解決心衰病人心室收縮無力的問題。它充分利用病人心室的收縮力，因此需要的驅動功率小，且對血液無損壞，適應各種心衰病人。
文檔編號A61M1/10GK101856521SQ20101015831
公開日2010年10月13日 申請日期2010年4月28日 優(yōu)先權日2010年4月28日
發(fā)明者羅良才 申請人:湖南人文科技學院