CN116271510A - 一种脉冲式正负压动力装置及球囊反搏系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及医疗器械技术领域，具体是一种脉冲式正负压动力装置及球囊反搏系统,其中动力装置包括正负压转换腔、驱动机构、正压腔、负压腔、和至少一个输出管，驱动机构能驱动正负压转换腔进行交替地收缩、膨胀，正压腔和负压腔分别通过两个反向的单向阀连通正负压转换腔，每个输出管的入口均分别通过两个电磁阀连通正压腔和负压腔。本发明提供的动力装置及球囊反搏系统，通过设置正压腔和负压腔，从而可以连接多个输出管，易于控制各个球囊各自独立地进行收缩和膨胀，且能够利用正压腔和负压腔进行脉冲式蓄能，有助于正压腔、负压腔持续保持足够的正压或者负压，结构简单紧凑，控制灵活方便。

Description

一种脉冲式正负压动力装置及球囊反搏系统

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，具体是一种脉冲式正负压动力装置及球囊反搏系统。

背景技术

心力衰竭（heart failure）简称心衰，是指由于心脏的收缩功能和（或）舒张功能发生障碍，不能将静脉回心血量充分排出心脏，导致静脉系统血液淤积，动脉系统血液灌注不足，从而引起心脏循环障碍症候群，此种障碍症候群集中表现为肺淤血、腔静脉淤血。主动脉内球囊反搏系统(IABP)是治疗心衰的有效手段，其原理是经动脉穿刺在病人的主动脉处放置一条球囊反搏导管，在心脏舒张初期主动脉瓣关闭时，由反搏泵对球囊进行充气使其充盈膨胀，产生正压，增加舒张压，增加全身及冠状动脉的血液灌注；在心脏排血期（即收缩期）主动脉瓣打开时球囊被迅速排空抽瘪，产生负压，使主动脉压力瞬间下降，降低心脏左室射血阻力即心脏后负荷，增加心脏排血量，从而改善左心室射血。

目前，现有技术的球囊反搏系统(IABP)，其反搏泵一般是采用如中国专利CN110478545A公开的技术方案，反搏泵的工作原理是通过驱动机构（包括驱动电机及丝杆）驱动波纹管进行伸缩运动，从而在波纹管内交替产生负压环境、正压环境，进而利用该交替的负压环境、正压环境直接驱动球囊进行交替地收缩、膨胀，这种方式主要存在以下问题：1、针对具有双球囊或者多球囊的球囊反搏系统，由于工作时需要独立驱动各个球囊在不同时间段进行膨胀或收缩，因此就需要设置多套驱动机构配合多套波纹管来分别驱动各个球囊，结构复杂，体积较大，成本较高；2、直接利用波纹管伸缩运动过程而产生交替的负压环境、正压环境来驱动各球囊进行交替的收缩、膨胀，难以控制各球囊能够配合人体心脏搏动的正常频率来进行收缩和膨胀，也难以控制球囊收缩和膨胀的尺寸在目标范围内，导致其性能和效果不佳。

发明内容

为了克服现有技术中存在的缺陷，本发明的任务是提供一种脉冲式正负压动力装置以及采用该动力装置的球囊反搏系统。

本发明任务之一通过下列技术方案来实现：

一种脉冲式正负压动力装置，包括：正负压转换腔；驱动机构，能够驱动正负压转换腔进行交替地收缩、膨胀；正压腔和负压腔，分别通过第一单向阀和第二单向阀连通正负压转换腔，其中第一单向阀仅能朝向正压腔单向开启，第二单向阀仅能朝向正负压转换腔单向开启；输出管，其数量为一个或者多个，每个输出管的入口均分别通过第一电磁阀、第二电磁阀连通正压腔和负压腔；控制器，连接各个电磁阀并能分别独立控制其通断。

作为优选的技术方案，所述正负压转换腔通过第一通道和第二通道分别连通所述正压腔和负压腔，所述第一单向阀和第二单向阀分别设置在第一通道和第二通道内；每个所述输出管的入口均设有第一分支管和第二分支管，分别连通正压腔和负压腔，对应的所述第一电磁阀和第二电磁阀分别设置在第一分支管和第二分支管上。

作为优选的技术方案，所述正负压转换腔为隔膜缸、活塞缸或者波纹管结构，所述驱动机构包括推杆以及能够驱动推杆往复运动的电机，推杆连接隔膜缸的隔膜、活塞缸的活塞或者波纹管的端板，从而能驱动正负压转换腔进行收缩或者膨胀。

作为优选的技术方案，每个所述输出管上还设有流量传感器，所述控制器连接流量传感器并能根据流量传感器的流量信号控制对应的所述第一电磁阀或第二电磁阀自动关闭。

作为优选的技术方案，所述正压腔、负压腔分别设有压力传感器，所述控制器连接各个压力传感器及所述驱动机构，能够根据各个压力传感器的检测数据得到正压腔、负压腔的压力信号，并能根据压力信号控制驱动机构的启停。

作为优选的技术方案，所述脉冲式正负压动力装置还包括工作介质补充机构，工作介质补充机构包括工作介质瓶以及连接工作介质瓶和所述正负压转换腔的管路及阀，所述工作介质为气体或液体。

本发明任务之二通过下列技术方案来实现：

一种球囊反搏系统，包括主动脉内球囊反搏导管，以及上述的脉冲式正负压动力装置，主动脉内球囊反搏导管包括导管及设在导管远端处的两个球囊，两个球囊沿导管轴向设置，其中近端球囊为封堵球囊，远端球囊为反搏球囊，导管内设有导丝通道以及分别连通封堵球囊和反搏球囊的两个球囊通道，导管的近端设有连接头，连接头上设有对应连通各个通道的接口，所述脉冲式正负压动力装置包括两个所述输出管，两个输出管的出口分别连接封堵球囊和反搏球囊的球囊通道，从而能分别独立驱动封堵球囊和反搏球囊进行膨胀或收缩，封堵球囊膨胀充盈后的直径大于反搏球囊膨胀充盈后的直径，其中封堵球囊膨胀充盈后能贴在其所在处主动脉的内壁以便于阻隔血流，反搏球囊膨胀充盈后的直径小于其所在处主动脉的直径以使其不会阻隔血流。

作为优选的技术方案，所述球囊反博系统还包括用于监测用户心电信号和/或主动脉压力信号的监测模块，控制器连接监测模块，并能根据监测模块的监测信号，控制所述第一电磁阀、第二电磁阀的自动通断，以使正压腔、负压腔能够配合人体心脏的搏动节律或主动脉内压力波形来驱动球囊膨胀或收缩，并能利用主动脉内压力信号反馈控制各个所述电磁阀的关闭。

和现有技术相比，本发明提供的脉冲式正负压动力装置及球囊反搏系统，具有以下创新点：通过设置正压腔和负压腔，从而可以在其上连接一个或多个输出管（数量任意），通过控制对应电磁阀的通断频率，就可以分别驱动多个气囊进行收缩或膨胀，而且易于控制各个球囊根据功能不同而在不同时间段各自独立地进行收缩和膨胀，且通过驱动机构驱动正负压转换腔进行交替往复式的收缩和膨胀，配合两个反向设计的单向阀，能够利用正压腔和负压腔进行脉冲式蓄能，有助于正压腔、负压腔持续保持足够的正压或者负压，结构简单紧凑，控制灵活方便。

以下将结合附图对本发明的构思、具体结构及产生的效果作进一步说明，以充分地理解本发明的目的、特征和效果。

附图说明

图1是实施例1中脉冲式正负压动力装置在正负压转换腔收缩状态下的结构示意图；

图2是实施例1中脉冲式正负压动力装置在正负压转换腔膨胀状态下的结构示意图；

图3是实施例2中球囊反搏系统的结构示意图。

其中，1、脉冲式正负压动力装置；11、正负压转换腔；12、驱动机构；121、推杆；122、电机；13、正压腔；14、负压腔；151、第一通道；152、第二通道；161、第一单向阀；162、第二单向阀；17、输出管；171、第一分支管；172、第二分支管；181、第一电磁阀；182、第二电磁阀；2、主动脉内球囊反搏导管；21、导管；22、封堵球囊；23、反搏球囊；24、连接头。

实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下以采用本发明一种脉冲式正负压动力装置的一种智能医疗器械器为例，并结合附图，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处说描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，并不用于限定本发明。

实施例

如图1-2所示，一种脉冲式正负压动力装置1，包括：正负压转换腔11、驱动机构12、正压腔13、负压腔14、输出管17和控制器，其中驱动机构12能够驱动正负压转换腔11进行收缩或者膨胀；正压腔13和负压腔14分别通过第一通道151和第二通道152连通正负压转换腔11，其中第一通道151上设有仅能朝向正压腔13单向开启的第一单向阀161，第二通道152上设有仅能朝向正负压转换腔11单向开启的第二单向阀162；输出管17的数量有两个，每个输出管17的入口均设有第一分支管171和第二分支管172，分别连通正压腔13和负压腔14，且第一分支管171上设有第一电磁阀181，第二分支管172上设有第二电磁阀182；控制器连接各个电磁阀并能分别独立控制其通断。

其工作原理是，工作时，正负压转换腔11、正压腔13、负压腔14及连接管路内充有工作介质（比如空气、氦气或者其他流体），当驱动机构12驱动正负压转换腔11进行收缩时，如图1所示，会驱使第一单向阀161打开并将工作介质从正负压转换腔11挤入正压腔13内，从而使正压腔13内压力升高形成正压环境；当驱动机构12驱动正负压转换腔11进行膨胀时，如图2所示，会驱使第二单向阀162打开并将工作介质从负压腔14内抽出至正负压转换腔11，从而使负压腔14内压力降低并形成负压环境，驱动机构12往复运动交替驱动正负压转换腔11进行的收缩和膨胀，配合两个单向阀，就能够利用正压腔13和负压腔14进行脉冲式蓄能，从而有助于正压腔13、负压腔14持续保持足够的正压或者负压；通过在正压腔13、负压腔14连接两个输出管17，各输出管17分别连接一个球囊（也可以是其他目标设备），控制器控制输出管17上的第一电磁阀181开启时（此时第二电磁阀182关闭），正压腔13能够向对应球囊内输出工作介质以驱动球囊膨胀，控制器控制第二电磁阀182开启时（此时第一电磁阀181关闭），负压腔14能够从对应球囊内抽吸工作介质以驱动球囊收缩，通过控制各个电磁阀的通断频率，就可以分别单独控制各个球囊的膨胀、收缩频率，易于控制各球囊配合人体心脏搏动的正常频率来进行收缩和膨胀，也易于控制各球囊收缩和膨胀的尺寸在目标范围内，而且正压腔13、负压腔14的蓄能过程与驱动球囊膨胀、收缩过程相互独立，互不干涉，便于控制。

本实施例中，所述正负压转换腔11为隔膜缸，所述驱动机构12包括推杆121以及能够驱动推杆121往复运动的电机122，推杆121连接隔膜缸的隔膜，从而能驱动正负压转换腔11进行收缩或者膨胀，附图为示意图，对隔膜缸、驱动机构12的支撑固定结构（比如壳体）予以省略。在其他实施例中，正负压转换腔11也可以为活塞缸或者波纹管结构，推杆121连接活塞缸的活塞或者波纹管的端板，附图中予以省略。

作为优选的实施方案，所述输出管上还设有流量传感器（附图中予以省略），所述控制器连接流量传感器并能根据流量传感器的流量信号控制对应电磁阀自动关闭，从而便于控制各球囊收缩和膨胀的尺寸在目标范围内。优选，所述第一分支管171和第二分支管172上分别设有一个所述流量传感器（附图中予以省略），流量传感器可以在对应分支管上独立设置，也可以与对应的电磁阀集成式设置在一起。

本实施例中，各个输出管17上的第一电磁阀181和第二电磁阀182为两个独立的电磁阀，在其他实施例中，第一电磁阀181和第二电磁阀182也可以为一个电磁阀的两个独立通道且能够独立控制通断。

作为优选的实施方案，所述正压腔13、负压腔14分别设有压力传感器，所述控制器连接各个压力传感器及所述驱动机构12（附图中予以省略），能够根据各个压力传感器的检测数据得到正压腔13、负压腔14的压力信号，并能根据压力信号控制驱动机构12的启停，使用时，通过压力传感器来实时监测正压腔13、负压腔14内的实际压力值，并在控制器内设置阈值范围，当实际压力值高于阈值范围时，则控制器控制驱动机构12停止，当实际压力值低于阈值范围时，则控制驱动机构12工作，从而可以保证正压腔13内的正压值、负压腔14内的负压值能够始终保持在安全且稳定的范围，而且驱动机构12的启停控制与第一电磁阀181、第二电磁阀182的通断控制无关，互不影响。

作为优选的实施方案，脉冲式正负压动力装置还包括工作介质补充机构（附图中予以省略），工作介质补充机构包括工作介质瓶以及连接工作介质瓶和所述正负压转换腔11的管路及阀，用于在需要时向正负压转换腔11内补充氦气。

实施例

如图3所示，本实施例提供了一种球囊反搏系统，包括主动脉内球囊反搏导管2，以及实施例1中的脉冲式正负压动力装置1，主动脉内球囊反搏导管2包括导管21及设在导管21远端处的两个球囊，两个球囊沿导管21轴向设置，其中近端球囊为封堵球囊22，远端球囊为反搏球囊23，导管21内设有导丝通道以及分别连通封堵球囊22和反搏球囊23的两个球囊通道，导管21的近端设有连接头24，连接头24上设有对应连通各个通道的接口，所述脉冲式正负压动力装置包括两个所述输出管，两个输出管的出口分别连接封堵球囊22和反搏球囊23的球囊通道，从而能分别独立驱动封堵球囊22和反搏球囊23进行膨胀或收缩，封堵球囊22膨胀充盈后的直径大于反搏球囊23膨胀充盈后的直径，其中封堵球囊22膨胀充盈后能贴在其所在处主动脉的内壁以便于阻隔血流，反搏球囊23膨胀充盈后的直径小于其所在处主动脉的直径以使其不会阻隔血流。

本实施例提供的球囊反搏系统，通过在脉冲式正负压动力装置上设置两个输出管，分别连接反搏球囊23和封堵球囊22，利用控制器控制电磁阀的通断频率，易于控制反搏球囊23和封堵球囊22分别在不同时间独立进行充气或排气，以配合人体心脏搏动的正常频率，来增强对心脏排血的抽吸作用，进一步增加心脏排血量，改善左心室射血；而且，利用正压腔13和负压腔14进行中间蓄能，有助于正压腔13、负压腔14持续保持足够的正压或者负压，并能通过流量传感器实时检测输入或抽出各球囊的工作介质的流量来判断球囊是否膨胀或收缩至目标尺寸，便于控制各球囊收缩和膨胀的尺寸在目标范围内，而且且正压腔13、负压腔14的蓄能过程与驱动球囊膨胀、收缩过程相互独立，互不干涉。

本实施例提供的球囊反搏系统，其工作原理是：左心室排血初期（主动脉瓣打开时），反搏球囊23排气抽瘪，主动脉内压大幅降低，由于此时封堵球囊22还处于充盈状态从而能对其近端侧的血液起到封堵作用，所以反搏球囊23抽瘪产生的负压主要针对主动脉瓣侧的血液进行抽吸，心脏排血阻力大幅下降，促使心脏排出更多的血液；左心室排血末期，封堵球囊22排气抽瘪，进一步促进更多血液排出；左心室舒张早期（主动脉瓣关闭时），反搏球囊23充气充盈，促进主动脉向心脑和全身器官的供血灌注，左心室舒张末期（主动脉瓣打开前），封堵球囊22充气充盈，进一步促进主动脉向心脑和全身器官的供血灌注。而且，根据封堵球囊22和反搏球囊23的主要作用不同，对二者尺寸进行区别设计，其中封堵球囊22充盈后能紧贴其所在主动脉的内壁从而能阻隔血流，进一步增加封堵效果，使得反搏球囊23先行排气抽瘪时对主动脉瓣侧血液进行抽吸效果更好，而反搏球囊23充气充盈后不会完全阻隔血流，这样可以避免反搏球囊23充气充盈后突然产生局部高压而对血液中的细胞或者主动脉壁产生损害，由于反搏球囊23和封堵球囊22分别是在左心室舒张初期和末期先后进行充气充盈，反搏球囊23充气充盈已经促进主动脉向心脑和全身器官的供血灌注，所以待封堵球囊22充气充盈时虽然完全阻隔血流，也不易产生局部高压，不会对对血液中的细胞或者主动脉壁产生损害。

作为优选的实施方案，所述脉冲式正负压动力装置1还设有用于监测用户心电信号和/或主动脉压力信号的监测模块（附图中予以省略），控制器连接监测模块，并能根据监测模块的监测信号，控制所述第一电磁阀181或第二电磁阀182的自动通断，以使正压腔13、负压腔14能够配合人体心脏的正常搏动节律范围或者主动脉内的正常压力波形范围来分别驱动封堵球囊22、反搏球囊23进行膨胀或收缩，并能利用主动脉压力信号反馈控制各个所述电磁阀的关闭以使封堵球囊22、反搏球囊23膨胀或收缩的尺寸在正常范围内。

以上描述仅为本申请的较佳实施例以及对所运用技术原理的说明。本领域技术人员应当理解，本申请中所涉及的发明范围，并不限于上述技术特征的特定组合而成的技术方案，同时也应涵盖在不脱离发明构思的情况下，由上述技术特征或其等同特征进行任意组合而形成的其它技术方案。例如上述特征与本申请中公开的（但不限于）具有类似功能的技术特征进行互相替换而形成的技术方案。需要说明的是，当一个元件被称为“连通”另一个元件，它可以是直接连通另一个元件，也可以是通过居中的元件进行间接连通，具体根据应用场景而定。

Claims (8)

1.一种脉冲式正负压动力装置，其特征在于，包括：

正负压转换腔；

驱动机构，能够驱动正负压转换腔进行交替地收缩、膨胀；

正压腔和负压腔，分别通过第一单向阀和第二单向阀连通正负压转换腔，其中第一单向阀仅能朝向正压腔单向开启，第二单向阀仅能朝向正负压转换腔单向开启；

输出管，其数量为一个或者多个，每个输出管的入口均分别通过第一电磁阀、第二电磁阀连通正压腔和负压腔；

控制器，连接各个电磁阀并能分别独立控制其通断。

2.根据权利要求1所述的脉冲式正负压动力装置，其特征在于，所述正负压转换腔通过第一通道和第二通道分别连通所述正压腔和负压腔，所述第一单向阀和第二单向阀分别设置在第一通道和第二通道内；每个所述输出管的入口均设有第一分支管和第二分支管，分别连通正压腔和负压腔，对应的所述第一电磁阀和第二电磁阀分别设置在第一分支管和第二分支管上。

3.根据权利要求1所述的脉冲式正负压动力装置，其特征在于，所述正负压转换腔为隔膜缸、活塞缸或者波纹管结构，所述驱动机构包括推杆以及能够驱动推杆往复运动的电机，推杆连接隔膜缸的隔膜、活塞缸的活塞或者波纹管的端板，从而能驱动正负压转换腔进行收缩或者膨胀。

4.根据权利要求1所述的脉冲式正负压动力装置，其特征在于，每个所述输出管上还设有流量传感器，所述控制器连接流量传感器并能根据流量传感器的流量信号控制对应的所述第一电磁阀或第二电磁阀自动关闭。

5.根据权利要求1所述的脉冲式正负压动力装置，其特征在于，所述正压腔、负压腔分别设有压力传感器，所述控制器连接各个压力传感器及所述驱动机构，能够根据各个压力传感器的检测数据得到正压腔、负压腔的压力信号，并能根据压力信号控制驱动机构的启停。

6.根据权利要求1所述的脉冲式正负压动力装置，其特征在于，所述脉冲式正负压动力装置还包括工作介质补充机构，工作介质补充机构包括工作介质瓶以及连接工作介质瓶和所述正负压转换腔的管路及阀，所述工作介质为气体或液体。

7.一种球囊反搏系统，其特征在于，包括主动脉内球囊反搏导管，以及权利要求1-6任一所述的脉冲式正负压动力装置，主动脉内球囊反搏导管包括导管及设在导管远端处的两个球囊，两个球囊沿导管轴向设置，其中近端球囊为封堵球囊，远端球囊为反搏球囊，导管内设有导丝通道以及分别连通封堵球囊和反搏球囊的两个球囊通道，导管的近端设有连接头，连接头上设有对应连通各个通道的接口，所述脉冲式正负压动力装置包括两个所述输出管，两个输出管的出口分别连接封堵球囊和反搏球囊的球囊通道，从而能分别独立驱动封堵球囊和反搏球囊进行膨胀或收缩，封堵球囊膨胀充盈后的直径大于反搏球囊膨胀充盈后的直径，其中封堵球囊膨胀充盈后能贴在其所在处主动脉的内壁以便于阻隔血流，反搏球囊膨胀充盈后的直径小于其所在处主动脉的直径以使其不会阻隔血流。

8.根据权利要求7所述的球囊反博系统，其特征在于，所述球囊反博系统还包括用于监测用户心电信号和/或主动脉压力信号的监测模块，控制器连接监测模块，并能根据监测模块的监测信号，控制所述第一电磁阀、第二电磁阀的自动通断，以使正压腔、负压腔能够配合人体心脏的搏动节律或主动脉内压力波形来驱动球囊膨胀或收缩，并能利用主动脉内压力信号反馈控制各个所述电磁阀的关闭。

Images