CN116077821A - 一种压力驱动式心脏辅助装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种压力驱动式心脏辅助装置，包括血泵主体，血泵主体包括硬质的中空外壳，外壳内设置有内囊，内囊与外壳内壁之间组成压力囊腔，内囊内部为贮血腔，贮血腔两端分别为入口端、出口端，入口端、出口端分别连接人工血管，出口端设有用于血液从贮血腔单向流出的单向瓣膜；压力囊腔通过导管连接体外的压力驱动装置；压力驱动装置调控压力囊腔内的压力，使贮血腔收缩或舒张，实现搏动式排血。本发明避免了磁悬浮技术产生的系列问题，打破人工心脏难以实施同步辅助的瓶颈，扩大了心脏辅助装置的适应症，增加了其长期使用的安全性和可靠性。采用升主动脉或/和肺动脉部位置入，操作简便，避免外科手术对心脏的损伤，可用于任一单心或双心辅助。
Description
技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种压力驱动式心脏辅助装置。
背景技术
随着全球人口老龄化程度的加剧，以及生活习惯与饮食结构的改变，心血管疾病的发病率年年攀升。心力衰竭(简称心衰)作为所有心血管疾病的终末病程其发病率也大幅增长。具体表现为：心脏的收缩功能和(或)舒张功能出现障碍，心脏泵血量减少。这一方面会造成全身各重要器官血液灌注不足，引起各器官功能障碍；另一方面心脏不能及时泵出血液，造成静脉回流心脏的血液受阻碍，静脉系统血液淤积，器官水肿，进一步加剧组织器官的代谢障碍，最终导致全身器官功能衰竭及死亡。心脏移植通常被认为是终末期心衰患者的最佳治疗方案,但受限于心脏供体的极度短缺，仅少部分心衰患者有望接受心脏移植手术。
在心脏供体极其紧缺的情况下，机械循环支持装置(mechanical circulatorysupport,MCS)为终末期心衰患者带来了新的生存希望。MCS装置包括全人工心脏及心室辅助系统，其基本原理是将血液从衰竭的心脏泵入主动脉系统。
目前，现有的全人工心脏技术尚不成熟，临床上多采用心脏辅助装置以维持患者的心脏功能。主要的心脏辅助装置有2种：heartmate-II，Heartmate-III。两种装置均将入口设置于左室心尖部，由人工血管连接人工辅助泵，出口均位于升主动脉，血流经衰竭的左心室由人工辅助泵绕过主动脉瓣到达主动脉，形成一个旁路循环，持续将血流输送至全身动脉系统，进行循环支持。两者不同的是Heartmate-II为轴流泵，通过叶片加速，为血液流动提供动力；Heartmate-III为离心泵，依靠离心力为血液流动提供动力。然而两者均有以下缺陷：1、不能实施右心辅助；2、心脏颤动时，右心室无法将血液泵入肺循环，出现左心空虚，导致辅助泵无法工作；3、若患者左心功能部分恢复时，难以实现部分辅助左心工作；4、需将左心室心尖部做一圆形切口，手术创伤较大；5、泵速难以控制到合适水平，可能出现泵停转或血流停止；6、持续血流有异于正常的搏动血流，不利于脏器灌注；7、心室及辅助泵内异物及血栓形成；8、其他如人工血管、管壁等增加感染风险，以及轴流泵或离心泵对血细胞的破坏、出血等风险。研究结果显示，Heartmate-III，尤其是heartmate-II，患者的并发症发生率和死亡率均较高。
现有技术中也有一些磁悬浮人工心脏，例如美国专利申请US20150231318A1提供的一种主动脉或肺动脉植入式磁悬浮人工心脏，包括设置磁悬浮泵体部分和设置在泵体外的两端弯曲的入口和出口部分，所述泵体包括转子、定子、磁性架子、螺旋风机叶片、磁体棒、弯曲的入口部分和和出口部分，通过陶瓷轴带动叶轮的旋转驱动血液的流动。旋转的螺旋叶片不可避免地造成血细胞的剪切性损伤，损伤的血细胞将诱发凝血功能异常，免疫细胞的异常激活或抑制；使用过程中血液容易向磁悬浮轴周边渗漏，该区域血液流速很慢，容易形成血栓，导致磁悬浮失效。
因此，亟待开发一种创伤更小，更类似于正常生理功能的心脏辅助装置，以期能解决上述问题，并最终制造出真正能替代心脏移植的无限期心脏支持设备。
发明内容
为解决上述现有技术中的不足，本发明提供一种使用安全、适于任一单心或双心辅助的压力驱动式心脏辅助装置。
为实现上述技术目的，本发明采用的技术方案是：
一种压力驱动式心脏辅助装置，包括血泵主体，所述血泵主体包括硬质的中空外壳，外壳内设置有内囊，内囊与外壳内壁之间组成压力囊腔，内囊内部为贮血腔，贮血腔两端分别为供血液吸入的入口端、血液排出的出口端，入口端、出口端分别连接人工血管，出口端设有用于血液从贮血腔单向流出的单向瓣膜；所述压力囊腔通过导管连接体外的压力驱动装置；压力驱动装置调控压力囊腔内的压力，使贮血腔收缩或舒张，实现搏动式排血。
进一步地，所述压力驱动装置包括输送泵和流体源，所述输送泵通过导管连通流体源和压力囊腔。
优选的，所述流体源内的流体为气体。
另一优选的，所述流体源内的流体为液体。
进一步地，所述内囊采用生物相容性材料制成。
进一步地，所述贮血腔的容量为20-50ml。
进一步地，还包括监测控制模块，所述监测控制模块包括心电监测传感器及其控制装置，和压力传感器及其控制装置，监测控制模块的导线从血泵主体下方穿出体外连接监测仪器。
与现有技术相比，本发明的有益效果有：
本发明采用压力驱动技术，与磁悬浮技术相比，可以减少因叶片转动、血液相容性差、机械损耗等带来的一系列问题，打破人工心脏难以实施同步辅助的瓶颈，扩大了心脏辅助装置的适应症，增加了心脏辅助装置长期使用的安全性和可靠性。本发明采用升主动脉或/和肺动脉部位置入，操作简便，，避免外科手术对心脏的损伤；同时，可适用于任一单心/双心辅助患者；采用主动脉瓣上连接，对冠脉无损伤。本发明采用压力调控，产生搏动性血流，符合正常生理状态，利于外周重要脏器微循环灌注，从而避免了其他辅助装置导致的外周器官灌注不足相关性并发症。
本发明采用心电和压力双重监测系统，可通过心电或压力触发，实现心脏的泵血，增加了使用过程中的安全性。
附图说明
为了更清楚地说明本申请实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本申请的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他相关的附图。
图1是本发明实施例的结构示意图；
图2是压力囊腔泄压时的血泵主体的结构示意图；
图3是压力囊腔加压时的血泵主体的结构示意图；
图4是本发明的实施例使用时的示意图。
附图标记：1-血泵主体，10-外壳，11-内囊，12-压力囊腔，13-贮血腔，14-单向瓣膜，2-人工血管，3-导管，4-输送泵，5-流体源，6-监测仪器。
具体实施方式
为使本申请实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。通常在此处附图中描述和示出的本申请实施例的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。因此，以下对在附图中提供的本申请的实施例的详细描述并非旨在限制要求保护的本申请的范围，而是仅仅表示本申请的选定实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。
一种压力驱动式心脏辅助装置，包括血泵主体1，如图1-图3所示，所述血泵主体1包括硬质的中空外壳10，外壳10采用具有轻、薄、硬特质的合成材料制成，外壳10内设置有内囊11，内囊11与外壳10内壁之间组成压力囊腔12，内囊11内部为贮血腔13，贮血腔13两端分别为供血液吸入的入口端、血液排出的出口端，入口端、出口端分别连接人工血管2，出口端设有用于血液从贮血腔单向流出的单向瓣膜14；所述内囊11采用生物相容性材料制成，贮血腔13可储存一定容量的血液，优选的，所述贮血腔的容量为20-50ml；入口端的人工血管直接连接于主动脉瓣或肺动脉瓣瓣环上，出口端的人工血管直接连接人体的远端升主动脉或者肺动脉，如图3所示；所述压力囊腔12通过导管3连接体外的压力驱动装置；压力驱动装置驱动调控压力囊腔12内的压力，推动血液进入贮血腔13，并经贮血腔13射向大血管，完成血液驱动的目的。具体的，图1显示压力囊腔泄压时，内囊回缩，形成负压，使左心室血液流入贮血腔；图2显示压力囊腔加压时，内囊扩张，形成正压，使贮血腔血液通过单向瓣膜流入升主动脉。
如图4所示，所述压力驱动装置包括输送泵4和流体源5，所述输送泵4通过导管3连通流体源5和压力囊腔12。所述流体源5内的流体为气体或液体。
进一步地，还包括监测控制模块，所述监测控制模块包括心电监测传感器及其控制装置，和压力传感器及其控制装置，监测控制模块的导线从血泵主体1下方穿出体外连接监测仪器6，在人体心脏节律正常时，心电监测传感器实时监测人体心脏节律，压力驱动装置按照人体心脏节律搏动排血，而在人体心脏节律异常时，通过压力监测结果来调节压力驱动装置以实现心脏的泵血。
本发明的工作原理如下：当心脏收缩时，压力囊腔减压，使主动脉瓣膜和单向瓣膜之间产生一个低压区，从而降低了左心室后负荷；当心脏舒张时，增加压力囊腔内的压力，使主动脉瓣膜和单向瓣膜之间产生一个高压区，从而产生第二个压力波，增加冠脉血流灌注和外周灌注；
根据需要，所述压力驱动装置按心脏搏动周期以3:1、2:1、1：1、1：2或者1：3辅助，或依据患者心功能进行个体化辅助设定。比如，心脏收缩/舒张一次，压力驱动装置工作一次，为1：1辅助。如1：2辅助，则为一个心动周期内，压力驱动装置工作二次。第二次依赖压力驱动装置使压力囊腔减压，使主动脉瓣膜和单向瓣膜之间产生一个负压区，心室内的血液被吸入腔室，随后压力囊腔增压，将血液泵入冠状动脉和外周脏器。增加一次工作的意义在于：(1)降低左室前负荷；(2)增加辅助强度/效率；(3)增加冠脉和外周血液供应。
当心脏恢复功能后，可使内囊处于压力囊腔无压力状态，无需拆除该装置。
本发明采用的压力驱动技术，与磁悬浮技术相比，可以减少因叶片转动、血液相容性差、机械损耗等带来的一系列问题，打破人工心脏难以实施同步辅助的瓶颈，扩大了心脏辅助装置的适应症，增加了心脏辅助装置长期使用的安全性和可靠性。本发明本发明采用升主动脉或/和肺动脉部位置入，操作简便，避免外科手术对心脏的损伤。同时，可适用于任一单心或双心辅助患者。采用主动脉瓣上连接，对冠脉无损伤。采用压力调控，产生搏动性血流，符合正常生理状态，利于外周重要脏器微循环灌注，从而避免了其他辅助装置导致的外周器官灌注不足产生的并发症。当内囊扩张时，使主动脉瓣膜和单向瓣膜之间产生一个高压区，从而增加了冠脉供血。
本发明采用心电和压力双重监测系统，可通过心电或压力触发，实现心脏的泵血，增加了使用过程中的安全性。
当然，本发明还可有其它多种实施例，在不背离本发明精神及其实质的情况下，熟悉本领域的技术人员可根据本发明作出各种相应的改变和变形，但这些相应的改变和变形都应属于本发明所附的权利要求的保护范围。
Claims (7)
1.一种压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：包括血泵主体(1)，所述血泵主体(1)包括硬质的中空外壳(10)，外壳(10)内设置有内囊(11)，内囊(11)与外壳(10)内壁之间组成压力囊腔(12)，内囊(11)内部为贮血腔(13)，贮血腔(13)两端分别为供血液吸入的入口端、血液排出的出口端，入口端、出口端分别连接人工血管(2)，出口端设有用于血液从贮血腔单向流出的单向瓣膜(14)；所述压力囊腔(12)通过导管(3)连接体外的压力驱动装置；压力驱动装置调控压力囊腔(12)内的压力，使贮血腔收缩或舒张，实现搏动式排血。
2.根据权利要求1所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：所述压力驱动装置包括输送泵(4)和流体源(5)，所述输送泵(4)通过导管(3)连通流体源(5)和压力囊腔(12)。
3.根据权利要求2所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：所述流体源(5)内的流体为气体。
4.根据权利要求2所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：所述流体源(5)内的流体为液体。
5.根据权利要求1所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：所述内囊(11)采用生物相容性材料制成。
6.根据权利要求5所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：所述贮血腔(13)的容量为20-50ml。
7.根据权利要求1所述的压力驱动式心脏辅助装置，其特征在于：还包括监测控制模块，所述监测控制模块包括心电监测传感器及其控制装置，和压力传感器及其控制装置，监测控制模块的导线从血泵主体(1)下方穿出体外连接监测仪器(6)。
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| CN202310096170.3A Pending CN116077821A (zh) | 2023-02-01 | 2023-02-01 | 一种压力驱动式心脏辅助装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN116077821A (zh) |
-
2023
- 2023-02-01 CN CN202310096170.3A patent/CN116077821A/zh active Pending
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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