CN101269244A - 气动直接心室辅助装置及其控制器 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种医疗器械技术领域的气动直接心室辅助装置及其控制器，其中包括：空气压缩机、第一医用输气管、稳压阀、第二医用输气管、电气比例阀、第三医用输气管、第一医用三通、第四医用输气管、电磁阀、第五医用输气管、真空泵、第六医用输气管、第二医用三通、第七医用输气管、气压传感器、第八医用输气管、第三医用三通、第九医用输气管、第十医用输气管、杯形体、血压传感器，控制器控制空气压缩机和真空泵交替地通过各自的气体输送管道至杯形体，帮助被辅助的心脏收缩和舒张。当气体被周期地充入外壳和内膜之间的空间时，提供心脏外壁周期的收缩力；当气体被周期地抽出外壳和内膜之间时，内膜恢复，心脏舒张。

Description

气动直接心室辅助装置及其控制器

技术领域

本发明涉及一种医疗器械技术领域的心脏辅助装置，具体是一种气动直接心室辅助装置及其控制器。

背景技术

心输出量不足每年造成了大量的死亡案例。而现有的大多数心脏辅助装置都要求设备与血液直接接触，引起很多并发症，而直接心室辅助则避免了这个问题。直接心室辅助装置包括两个组成部分：1)杯形件，其内膜的外表面与心脏的外表面紧密相符。2)驱动和控制系统，给内膜施加压力从而辅助心脏泵血。

经对现有技术的文献检索发现，中国专利号为：200480023755，这是一项装有传感器并且由算法控制的利用液体直接驱动的机械心室辅助装置的技术。该技术利用许多传感器测量相关心脏功能指标，提出相应控制算法，辅助衰弱的心脏。然而，在实际的临床应用中，液体较重，相对衰竭心脏的快速跳动，反应速度较慢；在空间非常有限的人体环境内，使用太多的传感器，增加辅助装置的复杂性，降低了系统的可靠性，也增加了感染的危险性；另外，该技术也未能提出如何正确分割杯形体与左右心室接触的两部分。因为杯形体作用在左右心室的力量一般应该是不同，而且左右心室尺寸也因人而异。

发明内容

本发明针对现有技术的不足和医疗实践中的需要，提供一种气动直接心室辅助装置及其控制器。其中辅助装置的杯形体在制作时，可以根据病人左右心室尺寸，利用内膜不同的厚度和在杯形体内不同位置嵌入加强筋，实现对左右心室施加不同的辅助力；控制器控制空气压缩机和真空泵交替地通过各自的气体输送管道至杯形体，帮助被辅助的心脏收缩和舒张。当气体被周期地充入外壳和内膜之间的空间时，提供心脏外壁周期的收缩力；当气体被周期地抽出外壳和内膜之间时，内膜恢复，心脏舒张，从而实现了非血液直接接触的心室辅助；另外，为利用尽量少的传感器，测量、估计尽可能多的参数。在本发明中，利用气体在每一个工作周期中，容积和压力乘积不变的原理，根据气压传感器的输出，估计使用辅助装置后心脏泵出的血流量。

本发明是通过以下技术方案实现的：

本发明所涉及的气动直接心室辅助装置包括：空气压缩机、第一医用输气管、稳压阀、第二医用输气管、电气比例阀、第三医用输气管、第一医用三通、第四医用输气管、电磁阀、第五医用输气管、真空泵、第六医用输气管、第二医用三通、第七医用输气管、气压传感器、第八医用输气管、第三医用三通、第九医用输气管、第十医用输气管、杯形体、血压传感器。

第一医用输气管一端与空气压缩机的输出口连接，另一端与稳压阀的输入口连接；第二医用输气管的一端与稳压阀的输出口连接，另一端与电气比例阀的输入口连接；第三医用输气管的一端与电气比例阀的输出口连接，另一端与第一医用三通的一端连接；第四医用输气管的一端与第一医用三通的另一端连接，另一端与电磁阀的输入口连接；第五医用输气管的一端与电磁阀的输出口连接，另一端与真空泵的吸气口连接；第六医用输气管的一端与第一医用三通的第三端连接，另一端与第二医用三通连接；第七医用输气管的一端与第二医用三通的另一端连接，另一端与气压传感器连接；第八医用输气管的一端与第二医用三通的第三端连接，另一端与第三医用三通的一端连接；第九医用输气管的一端与第三医用三通的另一端，另一端连接至杯形体的一个接口；第十医用输气管的一端与第三医用三通的第三端，另一端连接至杯形体的另一个接口。

所述杯形体包括杯形体外壳、固定螺帽、杯形体内膜、加强筋、气管接头，固定螺帽镶嵌在杯形体外壳内，加强筋镶嵌在杯形体内膜内。气管接头与固定螺帽连接。杯形体外壳的上缘表面和杯形体内膜的下底面缘，用医用硅胶均匀粘接。气管接头一端是螺纹，与固定螺帽连接；另一端是快速接口，分别与第九医用输气管、第十医用输气管连接。

本发明包含的杯形体采用医用硅橡胶或聚氨酯等与人体兼容的材料制作，其内膜内嵌的加强筋在制作时可以根据心脏左右心室尺寸调整位置。内膜与左右心室分别接触的部分的厚度根据所需提供的辅助动力来决定。其外壳上有快速接口，用于杯形体与气管的快速连接。

本发明所涉及的气动直接心室辅助装置的控制器，包括：处理器、数模转换电路、信号转换驱动电路、输出的信号控制电磁阀和电气比例阀、模数转换电路。处理器连接数模转换电路，数模转换电路输出信号接至信号转换驱动电路，信号转换驱动电路的输出信号接至电磁阀和电气比例阀。气压传感器和血压传感器测量的信号接至模数转换电路，模数转换电路采集的数据输出送至处理器。

本发明主要采用阀、管、空气压缩机和真空泵，便于设计，制造和维护。通过高性能的控制器控制气动直接心室辅助设备动作的频率和幅度。

空压机用于给系统提供辅助心脏收缩所需的压缩气体。真空泵用于产生给系统提供让心脏舒张所需的真空。电气调节阀用于控制气管里气体的流量。电磁阀的通断控制辅助心脏收缩和舒张的时间。通过处理器产生所需的数字信号，发送给数模转换电路，数模转换电路产生的信号波形传送至信号转换驱动电路，信号转换驱动电路输出控制电磁阀和电气比例阀的信号，这两路信号可以控制电磁阀、电气比例阀通断的时间点和电气比例阀开通时的开度。血压传感器测量人体血压；气压传感器测量气管里的气体压力。模数转换电路采集气压传感器和血压传感器的模拟信号并转换成数据，传送给处理器进行处理。处理器利用模数转换电路采集的对应气压传感器测量的气压信号的数据，计算出心脏容积的变化量，即得到心脏泵出的血流量。处理器再利用计算出的血流量和模数转换电路采集的对应血压传感器的血压信号的数据，绘制每一时刻血压和血流量的曲线图，表示辅助后的心脏的性能。

血流量计算方法：

在第一阶段，充气时，杯形体不发生变形，气体升压直到等于血压。

PVi＝P*V0                                               (1)

在第二阶段，充气时，杯形体发生变形(膨胀)，气体继续升压。

PVi＝P*(V0+Δ)                                          (2)

在第三阶段，放气时，气体减压直到等于血压。

PVi-PVo＝P*(V0+Δ)                                       (3)

在上面的公式中，P表示对应时刻传感器测量的气体压力值，V0表示杯形体及其连接气体管道内的初始容积，Δ表示相对杯形体及其连接气体管道内的初始容积的变化值。每一周期的起始点到该周期内任一时刻，充入杯形体及其连接气体管道内的气体压力和体积的乘积用PVi表示，抽出杯形体及其连接气体管道内的气体压力和体积的乘积用PVo表示。

本发明采用上述简单的方法测量辅助效果，测量用的传感器可以不植入人体内。

本发明控制一个合适的杯形体以正确的顺序和强度辅助心脏工作，能以优于现有的直接机械心脏辅助装置的方式工作。

本发明气动直接心室辅助装置可以很方便的安装在心脏上，它可以精确设定参数来辅助心脏收缩和舒张，可以测量自身所提供的膨胀和收缩动作，不会与循环血液接触，从而降低了出现了凝血和流血并发症的风险，降低了血液感染的可能性，能辅助心脏但不对心脏造成外科伤害，能在不对心脏造成创伤的条件下拆卸。

附图说明

图1为本发明气动直接心室辅助装置结构示意图。

图2为杯形体整体结构剖视图。

图3为本发明控制器结构示意图。

图1、2、3中，各组成部分或部件的名称如下：空气压缩机1、第一医用输气管2、稳压阀3、第二医用输气管4、电气比例阀5、第三医用输气管6、第一医用三通7、第四医用输气管8、电磁阀9、第五医用输气管10、真空泵11、第六医用输气管12、第二医用三通13、第七医用输气管14、气压传感器15、第八医用输气管16、第三医用三通17、第九医用输气管18、第十医用输气管19、杯形体20、血压传感器21、处理器22、数模转换电路23、信号转换驱动电路24、模数转换电路25。

杯形体20中：杯形体外壳26、固定螺帽27和28、杯形体内膜29、加强筋30、气管接头31和32。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的实施例作详细说明：本实施例在以本发明技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。

本实施例中，如图1所示，气动直接心室辅助装置包括：空气压缩机1、第一医用输气管2、稳压阀3、第二医用输气管4、电气比例阀5、第三医用输气管6、第一医用三通7、第四医用输气管8、电磁阀9、第五医用输气管10、真空泵11、第六医用输气管12、第二医用三通13、第七医用输气管14、气压传感器15、第八医用输气管16、第三医用三通17、第九医用输气管18、第十医用输气管19、杯形体20、血压传感器21。如图1所示，第一医用输气管2一端与空气压缩机1的输出口连接，另一端与稳压阀3的输入口连接；第二医用输气管4的一端与稳压阀的输出口连接，另一端与电气比例阀5的输入口连接；第三医用输气管6的一端与电气比例阀5的输出口连接，另一端与第一医用三通7的一端连接；第四医用输气管8的一端与第一医用三通7的另一端连接，另一端与电磁阀9的输入口连接；第五医用输气管10的一端与电磁阀9的输出口连接，另一端与真空泵11的吸气口连接；第六医用输气管12的一端与第一医用三通7的第三端连接，另一端与第二医用三通13连接；第七医用输气管14的一端与第二医用三通13的另一端连接，另一端与气压传感器15连接；第八医用输气管16的一端与第二医用三通13的第三端连接，另一端与第三医用三通17的一端连接；第九医用输气管18的一端与第三医用三通17的另一端，另一端连接至杯形体20的一个接口；第十医用输气管19的一端与第三医用三通17的第三端，另一端连接至杯形体20的另一个接口。

电气比例阀5和电磁阀9决定气体的流动方向。压缩过程：电气比例阀5连通的时候，电磁阀9状态为截止，气体经过空气压缩机1，第一医用输气管2，稳压阀3，第二医用输气管4，电气比例阀5，第三医用输气管6，第一医用三通7，第六医用输气管12，第二医用三通13，第八医用输气管16，第三医用三通17，第九医用输气管18，19，输入杯形体20的外壳26和内膜28之间使杯形体膨胀。放松过程：电气比例阀5截止的时候，电磁阀9状态连通，气体从杯形体20的外壳26和内膜28之间，经过第九医用输气管18，19，第三医用三通17，第八医用输气管16，第二医用三通13，第六医用输气管12，第一医用三通7，第四医用输气管8，电磁阀9，第五医用输气管10，真空泵11，然后排空，使杯形体收缩。

本实施例中，所述杯形体20如图2所示，包括杯形体外壳26、固定螺帽27和28、杯形体内膜29、加强筋30、气管接头31和32，

杯形体外壳26、固定螺帽27和28、杯形体内膜29、加强筋30、气管接头31和32。固定螺帽27和28镶嵌在杯形体外壳26内，便于连接气路管道。加强筋30镶嵌在杯形体内29内，将杯形体内膜分隔成左右两部分。气管接头31和32分别与固定螺帽27和28连接。杯形体外壳26的上缘表面和杯形体内膜29的下底面缘，用医用硅胶均匀粘接，根据杯形体内膜的不同厚度和加强筋的固定位置，可以为左右心室提供不同大小的辅助力。通常与左心室接触的内膜较薄，而与右心室接触内膜较厚。气管接头31和32一端是螺纹，分别与固定螺帽27和28连接；另一端是快速接口，分别与第九医用输气管18、第十医用输气管19连接。

本实施例中，所述控制器如图3所示(虚线框中为控制器包含部分)，包括：处理器22、数模转换电路23、信号转换驱动电路24、模数转换电路25。

处理器22可以采用DSP，单片机等；

数模转换电路23可以采用NI的6024E等；

模数转换电路24可以采用NI的6024E等。

通过处理器22产生所需的数字信号，发送给数模转换电路23，数模转换电路23产生的信号波形传送至信号转换驱动电路24，信号驱动电路24输出控制电气比例阀5和电磁阀9的信号。信号转换驱动电路24输出的控制电气比例阀5的信号和控制电磁阀9的信号。这两路信号可以控制电气比例阀5、电磁阀9通断的时间点和电气比例阀5开通时的开度。电气比例阀5和电磁阀9的状态，在工作过程中始终相反，电气比例阀5连通的时候，电磁阀9状态为截止；电气比例阀5截止的时候，电磁阀9状态为连通。气压传感器15测量气管里的气体压力；血压传感器21测量人体血压。模数转换电路25采集气压传感器15和血压传感器21的模拟信号并转换成数据，传送给处理器22进行处理。处理器22利用模数转换电路25采集的对应气压传感器15测量的气压信号的数据，计算出心脏容积的变化量，即心脏泵出的血流量。处理器再利用计算出的血流量和模数转换电路25采集的对应血压传感器21的血压信号的数据，绘制每一时刻血压和血流量的曲线图，表示辅助后心脏的性能。

本实施例中，空气压缩泵1和真空泵11始终开启。在具体工作时，控制器22不断产生周期的控制信号，控制电气比例阀5和电磁阀9执行相应的动作。电气比例阀5连通，电磁阀9截止时，使杯形体20膨胀，挤压心脏；电气比例阀5截止，电磁阀9连通时，使杯形体20收缩，心脏放松。因此挤压和放松过程交替发生，辅助心脏泵出血液。同时在任意时刻控制器22都采集来自气压传感器15和血压传感器21的信号，并计算出该时刻的血流量和血压。

由上述实施例可以看出，通过启动控制器，使电气比例阀和电磁阀发生相应动作，空气压缩泵和真空泵能交替地对杯形体充气和抽气，从而挤压和放松心脏。该气动直接心脏辅助装置结构简单、控制简便，可以用于辅助衰弱心脏，改善心衰病人的血液循环功能。

Claims (7)

1、一种气动直接心室辅助装置，包括：空气压缩机、第一医用输气管、稳压阀、第二医用输气管、电气比例阀、第三医用输气管、第一医用三通、第四医用输气管、电磁阀、第五医用输气管、真空泵、第六医用输气管、第二医用三通、第七医用输气管、气压传感器、第八医用输气管、第三医用三通、第九医用输气管、第十医用输气管、杯形体、血压传感器，其特征在于：第一医用输气管一端与空气压缩机的输出口连接，另一端与稳压阀的输入口连接；第二医用输气管的一端与稳压阀的输出口连接，另一端与电气比例阀的输入口连接；第三医用输气管的一端与电气比例阀的输出口连接，另一端与第一医用三通的一端连接；第四医用输气管的一端与第一医用三通的另一端连接，另一端与电磁阀的输入口连接；第五医用输气管的一端与电磁阀的输出口连接，另一端与真空泵的吸气口连接；第六医用输气管的一端与第一医用三通的第三端连接，另一端与第二医用三通连接；第七医用输气管的一端与第二医用三通的另一端连接，另一端与与气压传感器连接；第八医用输气管的一端与第二医用三通的第三端连接，另一端与第三医用三通的一端连接，第九医用输气管的一端与第三医用三通的另一端，另一端连接至杯形体的一个接口，第十医用输气管的一端与第三医用三通的第三端，另一端连接至杯形体的另一个接口。

2、根据权利要求1所述的气动直接心室辅助装置，其特征是，所述杯形体包括杯形体外壳、固定螺帽、杯形体内膜、加强筋、气管接头，固定螺帽、杯形体内膜镶嵌在杯形体外壳内，加强筋镶嵌在杯形体内膜内，气管接头与固定螺帽连接。

3、根据权利要求2所述的气动直接心室辅助装置，其特征是，所述杯形体外壳的杯形体外壳的上缘表面和杯形体内膜的下底面缘用医用硅胶均匀粘接。

4、根据权利要求2所述的气动直接心室辅助装置，其特征是，所述气管接头一端是螺纹，与固定螺帽连接，另一端是快速接口，分别与第九医用输气管、第十医用输气管连接。

5、根据权利要求2所述的气动直接心室辅助装置，其特征是，所述杯形体，其材料为聚氨酯材料。

6、一种气动直接心室辅助装置的控制器，其特征在于，包括：处理器、数模转换电路、信号转换驱动电路、输出的信号控制电磁阀和电气比例阀、模数转换电路，处理器连接数模转换电路，数模转换电路输出信号接至信号转换驱动电路，信号转换驱动电路的输出信号接至电磁阀和电气比例阀，气压传感器和血压传感器测量的信号接至模数转换电路，模数转换电路采集的数据输出送至处理器。所述处理器产生所需信号的数字序列，发送给数模转换电路，数模转换电路发生的信号波形传送至信号转换驱动电路，信号驱动电路输出控制电磁阀和电气比例阀的信号，这两路信号控制电磁阀、电气比例阀通断的时间点和电气比例阀开通时的开度。

7、根据权利要求6所述的气动直接心室辅助装置的控制器，其特征是，所述模数转换电路采集气压传感器和血压传感器的信号并转换成数据，传送给处理器进行处理，处理器利用模数转换电路采集的对应气压传感器测量的气压信号的数据计算出心脏容积的变化量，即泵出的血流量，处理器再利用计算出的血流量和数据采集电路采集的对应血压传感器的血压信号的数据绘制每一时刻血压和血流量的曲线图表示辅助后的心脏的性能。

Images