CN117045957A - 一种人工心脏及系统 - Google Patents
一种人工心脏及系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN117045957A CN117045957A CN202310869099.8A CN202310869099A CN117045957A CN 117045957 A CN117045957 A CN 117045957A CN 202310869099 A CN202310869099 A CN 202310869099A CN 117045957 A CN117045957 A CN 117045957A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- simulated
- ventricle
- power chamber
- atrium
- artificial heart
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 210000002216 heart Anatomy 0.000 title claims abstract description 108
- 230000008859 change Effects 0.000 claims abstract description 17
- 238000005086 pumping Methods 0.000 claims description 64
- 210000002837 heart atrium Anatomy 0.000 claims description 45
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 34
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 34
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 claims description 34
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 claims description 34
- 210000005246 left atrium Anatomy 0.000 claims description 23
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 claims description 23
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 12
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 claims description 10
- 210000001147 pulmonary artery Anatomy 0.000 claims description 10
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 claims description 7
- 210000003492 pulmonary vein Anatomy 0.000 claims description 7
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 abstract description 3
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 38
- 238000005192 partition Methods 0.000 description 37
- 238000000034 method Methods 0.000 description 21
- 238000012549 training Methods 0.000 description 21
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 16
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 10
- 230000008569 process Effects 0.000 description 10
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 9
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 7
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 6
- 238000013527 convolutional neural network Methods 0.000 description 6
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 6
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 6
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 5
- 230000009471 action Effects 0.000 description 5
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 5
- 230000005489 elastic deformation Effects 0.000 description 5
- 239000000463 material Substances 0.000 description 5
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 5
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 4
- 238000013528 artificial neural network Methods 0.000 description 4
- 210000005242 cardiac chamber Anatomy 0.000 description 4
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 4
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 3
- 238000010801 machine learning Methods 0.000 description 3
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 3
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 description 3
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 description 3
- 238000005299 abrasion Methods 0.000 description 2
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 description 2
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 239000013013 elastic material Substances 0.000 description 2
- 238000002372 labelling Methods 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 229920002379 silicone rubber Polymers 0.000 description 2
- 239000004945 silicone rubber Substances 0.000 description 2
- 238000000638 solvent extraction Methods 0.000 description 2
- 210000001631 vena cava inferior Anatomy 0.000 description 2
- 210000002620 vena cava superior Anatomy 0.000 description 2
- 206010019280 Heart failures Diseases 0.000 description 1
- 210000003815 abdominal wall Anatomy 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 1
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 1
- 230000036760 body temperature Effects 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 1
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 239000003607 modifier Substances 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 230000001737 promoting effect Effects 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
- A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
Abstract
本说明书实施例提供一种人工心脏系统，该系统包括：胸腔内置装置、控制装置、抽吸装置和管道，胸腔内置装置包括动力室、模拟器；其中，动力室与模拟器的内部空间通过第一隔板相连，并被第一隔板分隔成不连通的空间，第一隔板可弹性变形；抽吸装置通过管道与动力室连接；以及，控制装置通过控制抽吸装置，控制动力室的内部空间的体积变化。
Description
技术领域
本说明书涉及人工心脏技术领域，特别涉及一种人工心脏及系统。
背景技术
人工心脏是一种使用机械或生物机械手段部分或完全替代自然心脏给人体供血的辅助装置。它能够帮助患者恢复心脏功能或过渡到心脏移植阶段，甚至作为永久性治疗，是延续终末期心力衰竭患者生命和改善其生活质量的重要措施与有效手段。现有的人工心脏(包括全人工心脏、辅助人工心脏)的多数结构设计中均包括有电机、转动轴等旋转结构，在使用中存在难于监控、摩擦磨损、凝血等问题，使得其可靠性大大降低。
发明内容
本说明书一个或多个实施例提供一种人工心脏系统，所述系统包括：胸腔内置装置、控制装置、抽吸装置和管道，所述胸腔内置装置包括动力室、模拟器；其中，所述动力室与所述模拟器的内部空间通过第一隔板相连，并被所述第一隔板分隔成不连通的空间，所述第一隔板可弹性变形；所述抽吸装置通过管道与所述动力室连接；所述控制装置通过控制所述抽吸装置，控制所述动力室的内部空间的体积变化。
本说明书一个或多个实施例提供一种人工心脏，所述人工心脏包括：动力室和模拟器；其中，所述动力室与所述模拟器的内部空间通过第一隔板相连，并被所述第一隔板分隔成不连通的空间，所述第一隔板可弹性变形；所述动力室设有接口，通过管道连接抽吸装置以改变所述动力室的内部空间的体积。
附图说明
本说明书将以示例性实施例的方式进一步说明，这些示例性实施例将通过附图进行详细描述。这些实施例并非限制性的，在这些实施例中，相同的编号表示相同的结构，其中：
图1是根据本说明书一些实施例所示的人工心脏系统的应用示意图；
图2是根据本说明书一些实施例所示的人工心脏系统的结构示意图；
图3是根据本说明书另一些实施例所示的人工心脏系统的结构示意图；
图4是根据本说明书又一些实施例所示的人工心脏系统的结构示意图；
图5A是根据本说明书一些实施例所示的动力室抽出流体时的结构示意图；
图5B是根据本说明书一些实施例所示的动力室充入流体时的结构示意图。
图6是根据本说明书一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图；
图7A是根据本说明书另一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图；
图7B是根据本说明书又一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图；
图8是根据本说明书一些实施例所示的控制装置的结构示意图。
图中：1为胸腔内置装置，11为动力室，111为接口，12为模拟器，121为模拟心室，1211为模拟左心室，1212为模拟右心室，122为模拟心房，1221为模拟左心房，1222为模拟右心房，13为第一隔板，14为第二隔板，15为单向控制阀，16为第三隔板，17为第四隔板，18为第五隔板，2为控制装置，21为电路板，22为电磁阀，23为电源，24为显示屏，25为泵，3为管道，4为上下腔静脉，5为肺静脉，6为肺动脉，7为主动脉。
具体实施方式
为了更清楚地说明本说明书实施例的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书的一些示例或实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图将本说明书应用于其它类似情景。除非从语言环境中显而易见或另做说明，图中相同标号代表相同结构或操作。
应当理解，本文使用的“系统”、“装置”、“单元”和/或“模块”是用于区分不同级别的不同组件、元件、部件、部分或装配的一种方法。然而，如果其他词语可实现相同的目的，则可通过其他表达来替换所述词语。
如本说明书和权利要求书中所示，除非上下文明确提示例外情形，“一”、“一个”、“一种”和/或“该”等词并非特指单数，也可包括复数。一般说来，术语“包括”与“包含”仅提示包括已明确标识的步骤和元素，而这些步骤和元素不构成一个排它性的罗列，方法或者设备也可能包含其它的步骤或元素。
本说明书中使用了流程图用来说明根据本说明书的实施例的系统所执行的操作。应当理解的是，前面或后面操作不一定按照顺序来精确地执行。相反，可以按照倒序或同时处理各个步骤。同时，也可以将其他操作添加到这些过程中，或从这些过程移除某一步或数步操作。
图1是根据本说明书一些实施例所示的人工心脏系统的应用示意图。
如图1所示，本说明书一些实施例提供一种人工心脏系统，包括胸腔内置装置1、控制装置2、抽吸装置(未示出)和管道3。
胸腔内置装置1是指在控制装置2作用下，能够替代自然心脏正常工作的装置。在一些实施例中，胸腔内置装置1包括动力室和模拟器。其中，模拟器可以包括模拟心室和模拟心房。
在一些实施例中，胸腔内置装置1设置于人体内部，其动力室通过管道3与抽吸装置连接，并基于控制装置2对抽吸装置的控制，可以使动力室的内部空间的体积发生变化，以使模拟心室和/或模拟心房的内部空间的体积随之发生变化，为模拟器中的模拟心室和/或模拟心房的收缩和舒张提供了动力，从而达到胸腔内置装置1能够替代自然心脏正常工作的目的。
关于胸腔内置装置、动力室和模拟器的更多内容，可以参见图2-图7B及其相关描述。
控制装置2是指用于为人工心脏系统提供动力，且用于控制人工心脏系统其他部件的装置。例如，控制装置2可以包括单片机等。
如前所述，控制装置2可以用于控制抽吸装置，以控制动力室的内部空间的体积变化，为模拟器中的模拟心室和/或模拟心房的收缩和舒张提供动力。
抽吸装置是指用于向动力室充入流体或从动力室抽出流体的装置。例如，抽吸装置包括但不限于泵等。
在一些实施例中，抽吸装置通过管道3与动力室连接，并且可以基于控制装置2的控制，通过向动力室充入流体或从动力室抽出流体，以改变动力室的内部空间的体积。关于控制装置如何控制抽吸装置的具体内容，可以参见图8及其相关描述。
在一些实施例中，抽吸装置可以设置于控制装置2内。如图1、图8所示，抽吸装置(如，泵25)可以设置于控制装置2内部。在一些实施例中，抽吸装置也可以独立设置于控制装置2外。
在一些实施例中，控制装置2和/或抽吸装置可以设于人体外部。通过将控制装置2和/或抽吸装置设置于人体外部，不仅可以减少内置于人体内部的装置数量和体积，以避免对人体造成过多损伤，而且有利于控制装置2和/或抽吸装置的后期维护和更换，降低患者的使用成本。
管道3是指流体在动力室与抽吸装置之间往反流动的通道。
在一些实施例中，管道3的一端可以连接于动力室的接口处，管道3的另一端可以连接于抽吸装置上。示例性地，当抽吸装置设置于人体外部时，管道3可以穿过人体腹壁分别与动力室的接口和抽吸装置连接。
在一些实施例中，管道3的尺寸(如长度、直径)和材质可以基于实际需求进行确定，以满足不同患者的不同使用需求。例如，管道3可以是聚氨酯管道、硅胶管道等。
在一些实施例中，管道3、控制装置2和抽吸装置可以设置于人体内部。例如，控制装置2、管道3和抽吸装置可以与模拟器集成放置于人体自然心脏位置。又例如，控制装置2、管道3和抽吸装置可以设置于其他位置，如手术难度和手术风险小于自然心脏位置处的其他位置。通过将管道3、控制装置2和抽吸装置设置于人体内部，可以使人工心脏系统使用更加方便，有利于提升患者的使用体验。
图2-图4是根据本说明书一些实施例所示的人工心脏系统的结构示意图。
图2和图4是人工心脏系统未工作状态下的结构示意图。
如图2-图4所示，胸腔内置装置1包括动力室11和模拟器12。其中，动力室11与模拟器12的内部空间通过第一隔板13相连，并被第一隔板13分隔成不连通的空间，且第一隔板13可弹性变形。
模拟器12是指用于内置于人体内部、模拟自然心脏的部件。如图2-图3所示，模拟器12可以包括模拟心室121和模拟心房122。
模拟心室121是指在模拟器12中，用于模拟自然心脏的心室的腔室。在一些实施例中，模拟心室121包括模拟左心室1211和模拟右心室1212。
在一些实施例中，模拟左心室1211和模拟右心室1212的结构、尺寸可以相同。其中，模拟左心室1211和模拟右心室1212的尺寸可以是经验值、模拟值等，也可以基于实际需求进行确定，以更好地满足患者需求。
模拟心房122是指在模拟器12中，用于模拟自然心脏的心房的腔室。在一些实施例中，模拟心房122可以包括模拟左心房1221和模拟右心房1222。
在一些实施例中，模拟左心房1221和模拟右心房1222的结构、尺寸可以相同。其中，模拟左心房1221和模拟右心房1222的尺寸可以是经验值、模拟值等，也可以基于实际需求进行确定，以更好地满足患者需求。
动力室11是指能够通过内部空间体积变化带动模拟器12各腔室的内部空间的体积发生变化的腔室。基于动力室11的内部空间的体积变化，能够为模拟心室121和/或模拟心房122的收缩与舒张提供动力。
在一些实施例中，动力室11设有接口111，接口111通过管道3连接抽吸装置。
在一些实施例中，动力室11与管道3可以为固定连接。固定连接包括可拆卸式连接(如，螺纹连接等)和不可拆卸式连接(如，粘接等)。
动力室11的腔室壳体包括第一隔板13，第一隔板13可弹性变形，可以使动力室11的内部空间的体积在抽吸装置的作用下发生变化。示例性地，当抽吸装置向动力室11内充入流体时，动力室11的内部空间的体积增大；当抽吸装置从动力室11内抽出流体时，动力室11的内部空间的体积减小。
第一隔板13是指用于分隔动力室11与模拟器12的内部空间的结构。如图2-图4所示，在一些实施例中，第一隔板13可以用于分隔动力室11和模拟心室121(如，模拟左心室1211和模拟右心室1212)。在一些实施例中，第一隔板13可弹性变形，第一隔板13可以是弹性材料。例如，第一隔板13的材质可以包括但不限于聚氨基甲酸乙酯、硅橡胶等。
在一些实施例中，动力室11可以是由第一隔板13构成的腔室。示例性地，如图3所示，可弹性变形的第一隔板13围绕构成了腔室，该腔室为动力室11，且第一隔板13设有接口111，该接口111用于与管道3连接。
在一些实施例中，动力室11是由第一隔板13和第五隔板18构成的腔室。示例性地，如图2、图4所示，第五隔板18和可弹性变形的第一隔板11构成了腔室，该腔室为动力室11，且第五隔板18设有接口111，该接口111用于与管道3连接。其中，第五隔板18可以用于分隔模拟器12(如，模拟心室121)的内部空间与模拟器12的外部空间。在一些实施例中，第五隔板18可弹性变形或不可弹性变形均可。
在一些实施例中，动力室11和模拟器12可以共用第一隔板13。示例性地，如图2、图4所示，同一个第一隔板13属于动力室11和模拟心室121的腔室壳体。
在一些实施例中，动力室11和模拟器12可以采用不同的第一隔板13作为各自的腔室壳体。示例性地，如图3所示，多个不同的第一隔板13可以在模拟器12的内部空间分别构成动力室11、模拟左心室1211和模拟右心室1212，动力室11与模拟左心室1211、模拟右心室1212分别基于连接点或连接处相连接，且各腔室之间互不连通。
在一些实施例中，基于第一隔板13可弹性变形，因此动力室11在抽吸装置的作用下，可以实现动力室11的内部空间的体积变化，从而为模拟心室121和/或模拟心房122的收缩与舒张提供动力。例如，当抽吸装置从动力室11内抽出流体时，第一隔板13向内发生形变，动力室11的内部空间的体积减小，使模拟心室121的内部空间的体积增大(即模拟心室舒张)，模拟心房122的内部空间的体积减小(即模拟心房收缩)。又例如，当抽吸装置向动力室11内充入流体时，第一隔板13向外发生形变，动力室11的内部空间的体积增大，使模拟心室121的内部空间的体积减小(即模拟心室收缩)，模拟心房122的内部空间的体积增大(即模拟心房舒张)。
如图2-图3所示，动力室11可以设于模拟心室121的下方，动力室11与模拟心室121通过第一隔板13分隔。
可以理解地，基于第一隔板13可弹性变形，且由于动力室11设于模拟心室121的下方，当动力室11的内部空间的体积在抽吸装置的作用下发生变化时，与动力室11相连的模拟心室121的内部空间的体积也会相应变化。
在一些实施例中，模拟心房122包括第二隔板14，第二隔板14用于分隔模拟心房122的内部空间与模拟器12的外部空间。在一些实施例中，第二隔板14可弹性变形。
在一些实施例中，第二隔板14可以是弹性材料。例如，第二隔板14的材质可以包括但不限于聚氨基甲酸乙酯、硅橡胶等。
在一些实施例中，当动力室11的内部空间的体积减小，使位于动力室11上方的模拟心室121的内部空间的体积增大(即模拟心室舒张)时，模拟心室121与模拟心房122之间会存在压力差，基于第二隔板14可弹性变形，第二隔板14会向内发生形变，使模拟心房122的内部空间的体积减小(即模拟心房收缩)；当动力室11的内部空间的体积增大，使位于动力室11上方的模拟心室121的内部空间的体积减小(即模拟心室收缩)时，模拟心室121与模拟心房122之间会存在压力差，基于第二隔板14可弹性变形，第二隔板14会向外发生形变，使模拟心房122的内部空间的体积增大(即模拟心房舒张)。
在一些实施例中，动力室11也可以设于模拟器12的内部空间的其他任意可行位置。例如，动力室11可以设置于模拟心房122的上方，通过动力室11的内部空间的体积变化使模拟心房122的内部空间的体积随之变化，进而使模拟心室121的内部空间的体积发生变化。又例如，动力室11可以包括多个子动力室，多个子动力室分别设置于模拟器12各腔室的侧边，通过控制各子动力室的内部空间的体积变化以使模拟器12各腔室的内部空间的体积发生变化。
在一些实施例中，模拟左心室1211和模拟左心房1221的内部空间通过第三隔板16分隔，且第三隔板16上设有控制血液从模拟左心房1221流至模拟左心室1211的单向控制阀15。
第三隔板16是指用于分隔模拟左心房1221与模拟左心室1211的内部空间的结构。在一些实施例中，第三隔板16可弹性变形或不可弹性变形均可。
在一些实施例中，模拟右心室1212和模拟右心房1222的内部空间通过第四隔板17分隔，且第四隔板17上设有控制血液从模拟右心房1222流至模拟右心室1212的单向控制阀15。
第四隔板17是指用于分隔模拟右心房1222与模拟右心室1212的内部空间的结构。第四隔板17可弹性变形或不可弹性变形均可，实现与第三隔板16类似的功能。
在一些实施例中，模拟左心室1211的输出端设有控制血液从模拟左心室1211流至主动脉7的单向控制阀15，模拟右心室1212的输出端设有控制血液从模拟右心室1212流至肺动脉6的单向控制阀15。关于模拟器与血管的连接关系，可以参见图6-图7B及其相关描述。
单向控制阀15是指能够控制血液单向流动的阀门。例如，单向控制阀15可以控制血液从模拟心房122单向流动至模拟心室121，避免血液从模拟心室121回流至模拟心房122。例如，单向控制阀15可以控制血液从模拟左心室1211单向流动至主动脉7，避免血液从主动脉7回流至模拟左心室1211。又例如，单向控制阀15可以控制血液从模拟右心室1212单向流动至肺动脉6，避免血液从肺动脉6回流至模拟右心室1212。
在一些实施例中，单向控制阀15可以为瓣膜。
在一些实施例中，动力室11包括至少一个子动力室，至少一个子动力室分别与模拟左心室1211和模拟右心室1212对应设置。例如，动力室11可以包括两个子动力室，两个子动力室中的一个子动力室可以与模拟左心室1211通过第一隔板13分隔，另一个子动力室可以与模拟右心室1212通过第一隔板13分隔，此时两个子动力室可以基于各自的管道3连接至对应的抽吸装置，通过控制装置2分别控制相应的抽吸装置，实现上述两个子动力室的内部空间的体积变化。
在一些实施例中，动力室11包括至少一个子动力室，至少一个子动力室分别与模拟左心室1211和模拟右心室1212对应设置，且分别与模拟左心房1221和模拟右心房1222构成独立的两个子胸腔内置装置。如图4所示，动力室11包括两个子动力室，其中一个子动力室可以与模拟右心室1212、模拟右心房1222构成一个子胸腔内置装置，另一个子动力室可以与模拟左心室、模拟左心房构成另一个子胸腔内置装置(图4中未示出)，两个子胸腔内置装置之间互不连通，将两个子胸腔内置装置组合即为一个完整的胸腔内置装置1。如此，两个子胸腔内置装置可以独立控制，稳定性更高且更易于后期维护或更换、降低成本。
本说明书一些实施例，基于第一隔板可弹性变形，动力室能够在控制装置对抽吸装置的控制下，实现动力室内部空间的体积的变化，从而驱动模拟心室和模拟心房的内部空间的体积发生变化(即收缩或舒张)，进而可以使胸腔内置装置能够完全替代自然心脏正常工作，原理、结构简单且制造成本低。
图5A是根据本说明书一些实施例所示的动力室抽出流体时的结构示意图；图5B是根据本说明书一些实施例所示的动力室充入流体时的结构示意图。
图5A和图5B是人工心脏系统处于工作状态下的结构示意图。
如图5A所示，人工心脏系统处于正常工作状态时，控制装置2首先控制抽吸装置从动力室11内抽出流体，由于第一隔板13可弹性变形，第一隔板13会随着流体的不断抽出而向内发生形变，使动力室11的内部空间的体积不断减小，同时处于动力室11上方的模拟心室121的体积不断增大(即模拟心室舒张)，导致模拟心室121的血液压力不断降低。在单向控制阀15作用下，血液从模拟心房122向模拟心室121单向流动，由于第二隔板14可弹性变形，第二隔板14会随着血液的不断流出而向内发生形变，使模拟心房122的内部空间的体积不断减小(即模拟心房收缩)。此时，血液的具体流向为：血液不断从模拟右心房1222向模拟右心室1212单向流动、从模拟左心房1221向模拟左心室1211单向流动，同时血液也在不断从上下腔静脉4流动至模拟右心房1222、从肺静脉5流动至模拟左心房1221。
如图5B所示，当抽出流体的体积达到预设值时，控制装置2控制抽吸装置向动力室11内充入流体，由于第一隔板13可弹性变形，第一隔板13会随着流体的不断充入而向外发生形变，使动力室11的内部空间的体积不断增大，同时处于动力室11上方的模拟心室121的体积不断减小(即模拟心室收缩)，从而导致模拟心室121的血液压力不断升高。在单向控制阀15的作用下，血液从模拟心室122的输出端分别流向主动脉7、肺动脉6，同时血液从上下腔静脉4和肺静脉5分别流至模拟心房122，基于第二隔板14可弹性变形，第二隔板14会随着血液的不断流入而向外发生形变，使模拟心房122的体积恢复原状(即模拟心房舒张)，以此往复循环，从而实现血液循环过程。此时，血液的具体流向为：当动力室11的内部空间的体积不断增大，血液从模拟右心室1212的输出端流向肺动脉6、从模拟左心室1211的输出端流向主动脉7。
在一些实施例中，为了保证人工心脏系统的单次泵血量与自然心脏的单次泵血量基本相同，以保证人工心脏系统的可靠性与安全性，可以对胸腔内置装置1中各腔室的内部空间的体积进行设计。
在一些实施例中，胸腔内置装置1中各腔室的内部空间的体积可以基于实际用户需求设计为多种尺寸。例如，成年用户的胸腔内置装置1中各腔室的内部空间的体积大于儿童用户的胸腔内置装置1中各腔室的内部空间的体积。又例如，胸腔内置装置1中各腔室的内部空间的体积还可以基于用户的自然心脏各腔室的内部空间的体积进行还原。
自然心脏的单次泵血量为60-80ml。在一些实施例中，通过对模拟心室121、模拟心房122和动力室11的内部空间的体积进行设计，可以实现在抽出流体或充入流体后，模拟左心室1211和模拟左心房1221、模拟右心室1212和模拟右心房1222之间的体积差在60-80cm3。例如，胸腔内置装置1的内部空间的体积可以为400cm3，模拟左心房1221与模拟右心房1222的内部空间的体积设计可以为80cm3,模拟左心室1211与模拟右心室1212的内部空间的体积可以为80cm3，动力室11的内部空间的体积可以为20cm3，各腔室之间的隔板(如，第一隔板等)的厚度约为2mm。
人工心脏系统正常工作时，当抽出流体后，动力室11的内部空间的体积约为10cm3，模拟左心室1211与模拟右心室1212的内部空间的体积变为约85cm3，模拟左心房1221与模拟右心房1222的内部空间的体积变为约10cm3；当充入流体后，动力室11的内部空间的体积变为约150cm3，模拟左心室1211与模拟右心室1212的内部空间的体积变为约15cm3，模拟左心房1221与模拟右心房1222的内部空间的体积变为约80cm3。当完成一次向动力室11充入流体、抽出流体后，人工心脏系统相当于完成了一次泵血，泵血前后模拟心房122与模拟心室121的内部空间的体积差均约为70cm3，即认为人工心脏系统的单次泵血量约为70ml。
可以理解地，由于人工心脏系统的单次泵血量与泵血前后模拟心室121、模拟心房122的内部空间的体积差相关，因此可以通过控制模拟心室121、模拟心房122的内部空间在泵血前后的体积差为60-80ml，即可以保证人工心脏系统替代自然心脏使用时的安全性与可靠性。
在一些实施例中，控制装置2可以通过控制抽吸装置的抽吸功率和抽吸时间长度来控制泵血前后模拟心室121、模拟心房122的内部空间的体积差，进而控制人工心脏系统的单次泵血量。
可以理解地，抽吸装置完成一次向动力室11充入流体、抽出流体，人工心脏系统相当于完成了一次泵血。在一些实施例中，抽气装置的抽吸频率基于患者所需的心率确定。例如，自然心脏的心率一般约为75次/分钟，则抽吸装置的抽吸频率也应约为75次/分钟。
可以理解地，当患者处于不同的状态(如，运动状态或静止状态)时，患者的心率会发生变化。因此，为了更好地使人工心脏系统满足患者的使用需求，抽吸装置的抽吸频率也应相应变化。
关于控制装置如何确定抽吸装置的抽吸功率、抽吸时间长度与抽吸频率的说明，可以参见图8及其相关描述。
本说明书一些实施例，通过将胸腔内置装置中各腔室的内部空间的体积大小进行设计，以及基于控制装置控制抽吸装置的工作(包括抽吸功率、抽吸时间长度和抽吸频率)，进而控制动力室的内部空间的体积发生变化，使胸腔内置装置的体积、结构、外形以及模拟心室、模拟心房工作时的状态(收缩或舒张)与自然心脏更加接近，不会对人体的其他器官或组织产生损伤，且与人体的生物相容性更好，可以在一定程度上降低排异反应等风险。而且，胸腔内置装置的单次泵血量、心率与自然心脏基本一致，可以使胸腔内置装置能够更好地替代自然心脏进行工作，以保证人工心脏系统替代自然心脏使用时的安全性与可靠性。
图6是根据本说明书一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图；图7A是根据本说明书另一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图；图7B是根据本说明书又一些实施例所示的胸腔内置装置与各血管连接的结构示意图。
图6是人工心脏系统未处于工作状态下与各血管连接的结构示意图。
如图6所示，人工心脏系统为处于不工作时的初始状态。此时，动力室11与模拟器12中的模拟心室121和模拟心房122均处于初始状态。
在一些实施例中，模拟左心房1221的输入端与肺静脉5连接，模拟右心房1222的输入端与上下腔静脉4连接，模拟左心室1211的输出端与主动脉7相连接，模拟右心室1212的输出端与肺动脉6相连接。通过使模拟器12各腔室对应自然心脏各腔室接入人体血液循环系统，可以为模拟器能够实现自然心脏的供血功能奠定基础。
图7A和图7B是人工心脏处于工作状态下与各血管连接的结构示意图。
如图7A所示，人工心脏系统处于正常工作状态时，控制装置2首先控制抽吸装置从动力室11内抽出流体，使动力室11的内部空间的体积不断减小，模拟心室121的体积不断增大(即模拟心室舒张)，模拟心室121的血液压力不断降低，在单向控制阀15作用下，血液不断从模拟右心房1222向模拟右心室1212单向流动、从模拟左心房1221向模拟左心室1211单向流动，模拟心房122的内部空间的体积不断减小(即模拟心房收缩)，同时血液不断从上下腔静脉4流动至模拟右心房1222、从肺静脉5流动至模拟左心房1221。
如图7B所示，当抽出流体的体积达到预设值时，控制装置2控制抽吸装置向动力室11内充入流体，使动力室11的内部空间的体积不断增大，模拟心室121的体积不断减小(即模拟心室收缩)，模拟心室121的血液压力不断升高，在单向控制阀15的作用下，血液从模拟右心室1212的输出端流向肺动脉6、从模拟左心室1211的输出端流向主动脉7，同时血液从上下腔静脉4流至模拟右心房1222、从肺静脉5流至模拟左心房1221，模拟心房122的体积恢复原状(即模拟心房舒张)，以此往复循环，从而实现血液循环过程。
本说明书一些实施例，通过将胸腔内置装置替代自然心脏与各血管连接，可以实现安全、稳定的血液循环过程。
图8是根据本说明书一些实施例所示的控制装置的结构示意图。
如图8所示，控制装置2包括电路板21、电磁阀22和电源23。
在一些实施例中，电路板21可以包括芯片，用于对人工心脏系统的其他部件进行控制与调节。在一些实施例中，电路板21可以理解为可编程控制器等。
在一些实施例中，电路板21还可以用于对数据进行处理。例如，电路板21可以对患者的生命体征数据进行处理，生成抽吸装置的抽吸频率。
在一些实施例中，电磁阀22可以用于调节流体的流动。电磁阀21可以包括方向控制阀、速度调节阀等。
在一些实施例中，电磁阀22可以是方向控制阀，用于调节流体流动的方向。例如，当抽吸装置向动力室11充入流体的体积达到预设值时，电路板21控制电磁阀22工作，使得动力室11内的流体能够回流至抽吸装置中。
在一些实施例中，电磁阀22可以是速度调节阀，用于调节流体流动的速度。例如，当流体的流动速度不满足预设条件时，可以通过电路板21控制电磁阀22来实现对于流体流动速度的调节。预设条件可以包括流体的流动速度与预设流动速度的差值不超过预设范围。其中，预设流动速度、预设范围可以基于实验、仿真等方式确定，对于不同的患者可以设置不同的数值。
在一些实施例中，电源23可以用于为人工心脏系统提供动力。电源23可以包括但不限于蓄电池等。
在一些实施例中，控制装置2还可以包括显示屏24，用于显示胸腔内置装置1的运行状态，如心率等。
在一些实施例中，控制装置2可以基于患者的生命体征数据，控制抽吸装置的抽吸频率。
生命体征数据是指可以反映患者的病情轻重和危急程度的相关指征数据。例如，生命体征数据可以包括心率、脉搏、体温、血压等。
在一些实施例中，患者的生命体征数据可以利用传感器或智能终端等方式进行获取。其中，传感器可以是心率传感器、脉搏传感器、血压传感器等。智能终端可以包括但不限于智能手机、智能手环等。例如，控制装置2可以与智能手环无线通信，获取患者的生命体征数据。
抽吸频率是指抽吸装置在控制装置2控制下的工作频率。例如，抽吸装置在控制装置2的控制下，1分钟内完成70次充、抽操作(向动力室充入流体一次、从动力室抽出流体一次)，即认为抽吸频率为70次/分钟。
在一些实施例中，基于患者的生命体征数据，控制装置2可以有多种方式控制抽吸装置的抽吸频率。例如，当生命体征数据中的心率过低时，相应增加抽吸频率等。
在一些实施例中，控制装置2可以智能化确定抽吸装置的抽吸频率。
在一些实施例中，控制装置2可以通过机器学习模型对患者的生命体征数据、患者的基本信息进行处理，确定适合该患者的抽吸频率。
患者的基本信息是指可以反映患者的基本情况的相关信息。例如，患者的基本信息可以包括患者的年龄、性别、身高、体重、疾病史等信息。患者的基本信息可以基于智能终端或其他任意可行的方式进行获取。
在一些实施例中，控制装置2可以通过第一模型对患者的生命体征数据、患者的基本信息以及预设的候选抽吸频率进行处理，确定患者的异常概率；基于患者的异常概率，确定目标抽吸频率。
预设的候选抽吸频率是指预先设定的多个不同的适合于患者的抽吸频率。例如，预设的候选抽吸频率可以是75次/分钟、70次/分钟等。
患者的异常概率是指患者身体出现异常或不适的概率。
在一些实施例中，控制装置2可以将异常概率满足预设条件(如，异常概率最小)对应的候选抽吸频率作为目标抽吸频率，并基于该目标抽吸频率控制抽吸装置。
在一些实施例中，第一模型可以是机器学习模型。例如，第一模型可以是卷积神经网络(Convolutional Neural Networks，CNN)模型、深度神经网络(Deep NeuralNetworks，DNN)模型或自定义模型等其中一种或多种的组合。
在一些实施例中，第一模型的输入可以包括患者的生命体征数据、患者的基本信息以及预设的候选抽吸频率，其输出可以包括患者的异常概率。
在一些实施例中，第一模型可以基于大量带有标签的第一训练样本训练得到。其中，第一训练样本可以包括样本患者的生命体征数据、样本患者的基本信息以及样本预设的候选抽吸频率，标签可以包括第一训练样本所对应的患者是否异常。第一训练样本可以基于历史数据确定；标签可以基于人工标注等方式确定。
在一些实施例中，可以将第一训练样本输入初始第一模型，通过训练迭代更新初始第一模型的参数，直到训练的模型满足预设训练条件，获取训练好的第一模型，其中，预设训练条件可以是损失函数小于阈值、收敛，或训练周期达到阈值。在一些实施例中，迭代更新模型参数的方法可以包括随机梯度下降等常规的模型训练方法。
在一些实施例中，第一模型的训练和/或可以基于远程的服务器进行。例如，远程的服务器将训练好的第一模型传输给控制装置2，控制装置2基于实际获取的患者的相关数据(生命体征数据、基本信息、预设的候选抽吸频率)和训练好的第一模型来确定目标抽吸频率。又例如，第一模型的执行和训练均可以由远程服务器进行，控制装置将实际获取的患者的相关数据传输给远程的服务器，该服务器基于训练好的第一模型预测异常频率，并将该频率传输给控制装置2，控制装置2确定目标抽吸频率。
在一些实施例中，控制装置2可以基于胸腔内置装置的参数，控制抽吸装置的抽吸功率和抽吸时间长度。
在一些实施例中，基于胸腔内置装置的参数，控制装置2可以有多种方式控制抽吸装置的抽吸功率和抽吸时间长度。例如，基于胸腔内置装置的参数，控制装置2可以通过与历史数据进行匹配，以确定抽吸装置的抽吸功率和抽吸时间长度。
在一些实施例中，控制装置2可以通过第二模型对胸腔内置装置的参数和预设的候选抽吸功率、候选抽吸时间长度进行处理，确定胸腔内置装置的单次泵血量；基于胸腔内置装置的单次泵血量，确定目标抽吸功率和目标抽吸时间长度。
胸腔内置装置的参数是指与胸腔内置装置相关的参数。在一些实施例中，胸腔内置装置的参数可以包括模拟器12(包括模拟心室、模拟心房)的原始面积参数、隔板(如，第一隔板等)的弹性变形参数、动力室的面积及体积变化参数。
预设的候选抽吸功率是指预先设定的多个不同的抽吸装置的抽吸功率。预设的候选抽吸时间长度是指预先设定的多个不同的抽吸功率对应的抽吸时间长度。
在一些实施例中，控制装置可以将单次泵血量满足预设条件(如，预设范围内)对应的候选抽吸功率和候选抽吸时间长度作为目标抽吸功率和目标抽吸时间长度。
在一些实施例中，第二模型可以是机器学习模型。例如，第二模型可以是卷积神经网络(Convolutional Neural Networks，CNN)模型、深度神经网络(Deep NeuralNetworks，DNN)模型或自定义模型等其中一种或多种的组合。
在一些实施例中，第二模型的输入可以包括胸腔内置装置的参数和预设的候选抽吸功率，其输出可以包括胸腔内置装置的单次泵血量。在一些实施例中，第二模型的输入还可以包括患者的生命体征数据和患者的基本信息。
在一些实施例中，第二模型可以基于大量带有标签的第二训练样本训练得到。其中，第二训练样本可以包括样本胸腔内置装置的参数、样本患者的生命体征数据、样本患者的基本信息、样本预设的候选抽吸功率和样本预设的候选抽吸时间长度，标签可以包括第二训练样本所对应的胸腔内置装置的实际单次泵血量。第二训练样本可以基于历史数据确定；标签可以基于人工标注等方式确定。
需要说明的是，第二模型与第一模型的训练方法类似，关于第二模型的具体训练方法可以参见第一模型的训练方法。
在一些实施例中，第二模型的训练和/或可以基于远程的服务器进行。例如，远程的服务器将训练好的第二模型传输给控制装置2，控制装置2基于实际获取的患者的相关数据(如，生命体征数据、基本信息、预设的候选抽吸功率等)和训练好的第二模型来确定目标抽吸功率和目标抽吸时间长度。又例如，第二模型的执行和训练均可以由远程服务器进行，控制装置2将实际获取的患者的相关数据传输给远程的服务器，该服务器基于训练好的第二模型预测胸腔内置装置的单次泵血量，并将该单次泵血量传输给控制装置2，控制装置2确定目标抽吸功率和目标抽吸时间长度。
本说明书一些实施例，通过人工心脏系统智能化、个性化确定每个患者的抽吸频率、抽吸时间长度和抽吸功率，以适应每个患者的实际身体状态，可以更好地保证患者的使用舒适度，以提高用户体验。
本说明书一些实施例还提供一种人工心脏，该人工心脏包括图1-图8及其相关描述中所述的人工心脏系统中的胸腔内置装置1的所有技术特征。
在一些实施例中，人工心脏还可以包括控制装置，用于控制抽吸装置，使抽吸装置能够通过管道向动力室内充入流体或从动力室内抽出流体，使动力室的内部空间的体积发生改变。
需要说明的是，对于人工心脏，控制装置和/或抽吸装置可以设于人体外部，也可以设于人体内部，如集成设置于人工心脏内。
本说明书实施例可能带来的有益效果包括但不限于：1)人工心脏及系统模拟自然心脏泵血原理，且将控制装置设置于人体外部，避免了现有的人工心脏存在的摩擦磨损、凝血等问题，可以有效提高人工心脏及系统的可靠性与安全性；2)人工心脏系统中的胸腔内置装置模拟自然心脏，其体积、结构及外形更接近天然心脏，不会对人体的其他器官或组织产生损伤，且与人体的生物相容性更好，可以在一定程度上降低排异反应等风险；3)胸腔内置装置的单次泵血量、心率与自然心脏基本一致，可以使胸腔内置装置能够更好地替代自然心脏进行工作，以保证人工心脏系统替代自然心脏使用时的安全性与可靠性；4)通过两个独立的子胸腔内置装置组合而成一个完整的胸腔内置装置，且两个独立的子胸腔内置装置能够独立控制，装置的稳定性更好且更有利于后期维护与更换、降低成本；5)通过人工心脏系统智能化、个性化确定每个患者的抽吸频率、抽吸时间长度和抽吸功率，以适应每个患者的实际身体状态，可以更好地保证患者的使用舒适度，以提高用户体验。
上文已对基本概念做了描述，显然，对于本领域技术人员来说，上述详细披露仅仅作为示例，而并不构成对本说明书的限定。虽然此处并没有明确说明，本领域技术人员可能会对本说明书进行各种修改、改进和修正。该类修改、改进和修正在本说明书中被建议，所以该类修改、改进、修正仍属于本说明书示范实施例的精神和范围。
同时，本说明书使用了特定词语来描述本说明书的实施例。如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本说明书至少一个实施例相关的某一特征、结构或特点。因此，应强调并注意的是，本说明书中在不同位置两次或多次提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一个替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外，本说明书的一个或多个实施例中的某些特征、结构或特点可以进行适当的组合。
此外，除非权利要求中明确说明，本说明书所述处理元素和序列的顺序、数字字母的使用、或其他名称的使用，并非用于限定本说明书流程和方法的顺序。尽管上述披露中通过各种示例讨论了一些目前认为有用的发明实施例，但应当理解的是，该类细节仅起到说明的目的，附加的权利要求并不仅限于披露的实施例，相反，权利要求旨在覆盖所有符合本说明书实施例实质和范围的修正和等价组合。例如，虽然以上所描述的系统组件可以通过硬件设备实现，但是也可以只通过软件的解决方案得以实现，如在现有的服务器或移动设备上安装所描述的系统。
同理，应当注意的是，为了简化本说明书披露的表述，从而帮助对一个或多个发明实施例的理解，前文对本说明书实施例的描述中，有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。但是，这种披露方法并不意味着本说明书对象所需要的特征比权利要求中提及的特征多。实际上，实施例的特征要少于上述披露的单个实施例的全部特征。
一些实施例中使用了描述成分、属性数量的数字，应当理解的是，此类用于实施例描述的数字，在一些示例中使用了修饰词“大约”、“近似”或“大体上”来修饰。除非另外说明，“大约”、“近似”或“大体上”表明所述数字允许有±20％的变化。相应地，在一些实施例中，说明书和权利要求中使用的数值参数均为近似值，该近似值根据个别实施例所需特点可以发生改变。在一些实施例中，数值参数应考虑规定的有效数位并采用一般位数保留的方法。尽管本说明书一些实施例中用于确认其范围广度的数值域和参数为近似值，在具体实施例中，此类数值的设定在可行范围内尽可能精确。
针对本说明书引用的每个专利、专利申请、专利申请公开物和其他材料，如文章、书籍、说明书、出版物、文档等，特此将其全部内容并入本说明书作为参考。与本说明书内容不一致或产生冲突的申请历史文件除外，对本说明书权利要求最广范围有限制的文件(当前或之后附加于本说明书中的)也除外。需要说明的是，如果本说明书附属材料中的描述、定义、和/或术语的使用与本说明书所述内容有不一致或冲突的地方，以本说明书的描述、定义和/或术语的使用为准。
最后，应当理解的是，本说明书中所述实施例仅用以说明本说明书实施例的原则。其他的变形也可能属于本说明书的范围。因此，作为示例而非限制，本说明书实施例的替代配置可视为与本说明书的教导一致。相应地，本说明书的实施例不仅限于本说明书明确介绍和描述的实施例。
Claims (13)
1.一种人工心脏系统，其特征在于，包括：胸腔内置装置、控制装置、抽吸装置和管道，所述胸腔内置装置包括动力室、模拟器；其中，
所述动力室与所述模拟器的内部空间通过第一隔板相连，并被所述第一隔板分隔成不连通的空间，所述第一隔板可弹性变形；
所述抽吸装置通过管道与所述动力室连接；
所述控制装置通过控制所述抽吸装置，控制所述动力室的内部空间的体积变化。
2.根据权利要求1所述的人工心脏系统，其特征在于，所述控制装置和/或所述抽吸装置设于人体外部。
3.根据权利要求1所述的人工心脏系统，其特征在于，所述模拟器包括模拟心室，所述动力室设于所述模拟心室的下方。
4.根据权利要求3所述的人工心脏系统，其特征在于，所述模拟器还包括模拟心房，所述模拟心房包括第二隔板，所述第二隔板用于分隔所述模拟心房的内部空间与所述模拟器的外部空间，其中，所述第二隔板可弹性变形。
5.根据权利要求1所述的人工心脏系统，其特征在于，所述控制装置包括电路板、电磁阀和电源。
6.根据权利要求5所述的人工心脏系统，其特征在于，
所述控制装置基于患者的生命体征数据，控制所述抽吸装置的抽吸频率。
7.一种人工心脏，其特征在于，包括：动力室和模拟器；其中，
所述动力室与所述模拟器的内部空间通过第一隔板相连，并被所述第一隔板分隔成不连通的空间，所述第一隔板可弹性变形；
所述动力室设有接口，通过管道连接抽吸装置以改变所述动力室的内部空间的体积。
8.根据权利要求7所述的人工心脏，其特征在于，还包括控制装置，被配置为控制所述抽吸装置。
9.根据权利要求7所述的人工心脏，其特征在于，所述模拟器包括模拟心室，所述动力室设于所述模拟心室的下方。
10.根据权利要求9所述的人工心脏，其特征在于，所述模拟器还包括模拟心房，所述模拟心房包括第二隔板，所述第二隔板用于分隔所述模拟心房的内部空间与所述模拟器的外部空间，其中，所述第二隔板可弹性变形。
11.根据权利要求9所述的人工心脏，其特征在于，所述模拟心室包括模拟左心室和模拟右心室；
所述动力室包括至少一个子动力室，所述至少一个子动力室分别与所述模拟左心室和所述模拟右心室对应设置。
12.根据权利要求7所述的人工心脏，其特征在于，所述模拟器包括模拟左心室、模拟右心室、模拟左心房和模拟右心房；
所述模拟左心房的输入端与肺静脉连接，所述模拟右心房的输入端与上下腔静脉连接；所述模拟左心室的输出端与主动脉相连，所述模拟右心室的输出端与肺动脉相连。
13.根据权利要求12所述的人工心脏，其特征在于，所述模拟左心室和所述模拟左心房的内部空间通过第三隔板分隔，所述第三隔板上设有控制血液从所述模拟左心房流至所述模拟左心室的单向控制阀；
所述模拟右心室和所述模拟右心房的内部空间通过第四隔板分隔，所述第四隔板上设有控制血液从所述模拟右心房流至所述模拟右心室的单向控制阀；
所述模拟左心室的输出端设有控制血液从所述模拟左心室流至主动脉的单向控制阀，所述模拟右心室的输出端设有控制血液从所述模拟右心室流至肺动脉的单向控制阀。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202310869099.8A CN117045957A (zh) | 2023-07-14 | 2023-07-14 | 一种人工心脏及系统 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202310869099.8A CN117045957A (zh) | 2023-07-14 | 2023-07-14 | 一种人工心脏及系统 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN117045957A true CN117045957A (zh) | 2023-11-14 |
Family
ID=88659842
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN202310869099.8A Pending CN117045957A (zh) | 2023-07-14 | 2023-07-14 | 一种人工心脏及系统 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN117045957A (zh) |
Citations (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN85101779A (zh) * | 1985-04-01 | 1987-05-13 | 艾斯特勒科技公司 | 一种用作人工心脏的双泵 |
| US5571176A (en) * | 1993-04-02 | 1996-11-05 | Taheri; Syde A. | Partially autogenous four chambered heart |
| US20060173538A1 (en) * | 2001-04-10 | 2006-08-03 | Azad Al-Najjar | Artificial heart |
| CN101472629A (zh) * | 2006-06-15 | 2009-07-01 | 道达尔卡朋特马塔卡玛人造心脏集团 | 可移植在解剖位置中的整体式心脏假体 |
| CN101856520A (zh) * | 2010-04-28 | 2010-10-13 | 湖南人文科技学院 | 全人工心脏装置 |
| CN212411429U (zh) * | 2020-07-01 | 2021-01-26 | 罗天 | 一种心脏动态模拟器 |
| CN112700867A (zh) * | 2021-01-13 | 2021-04-23 | 浙江大学医学院附属第一医院 | 一种基于迁移学习的covid-19患者的分级诊断系统 |
| CN113424246A (zh) * | 2018-09-21 | 2021-09-21 | 门迪斯有限公司 | 心脏模拟装置 |
| CN214410473U (zh) * | 2021-03-09 | 2021-10-15 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种心脏模拟系统 |
| CN114949585A (zh) * | 2022-05-20 | 2022-08-30 | 新疆天地集团有限公司 | 人工机械全心脏系统 |
| CN115120868A (zh) * | 2021-03-25 | 2022-09-30 | 周华兵 | 一种人造心脏 |
| WO2023286755A1 (ja) * | 2021-07-15 | 2023-01-19 | 国立大学法人大阪大学 | カテーテル・シミュレータ、及び、カテーテル・シミュレータ用の心臓モデル |
-
2023
- 2023-07-14 CN CN202310869099.8A patent/CN117045957A/zh active Pending
Patent Citations (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN85101779A (zh) * | 1985-04-01 | 1987-05-13 | 艾斯特勒科技公司 | 一种用作人工心脏的双泵 |
| US5571176A (en) * | 1993-04-02 | 1996-11-05 | Taheri; Syde A. | Partially autogenous four chambered heart |
| US20060173538A1 (en) * | 2001-04-10 | 2006-08-03 | Azad Al-Najjar | Artificial heart |
| CN101472629A (zh) * | 2006-06-15 | 2009-07-01 | 道达尔卡朋特马塔卡玛人造心脏集团 | 可移植在解剖位置中的整体式心脏假体 |
| CN101856520A (zh) * | 2010-04-28 | 2010-10-13 | 湖南人文科技学院 | 全人工心脏装置 |
| CN113424246A (zh) * | 2018-09-21 | 2021-09-21 | 门迪斯有限公司 | 心脏模拟装置 |
| CN212411429U (zh) * | 2020-07-01 | 2021-01-26 | 罗天 | 一种心脏动态模拟器 |
| CN112700867A (zh) * | 2021-01-13 | 2021-04-23 | 浙江大学医学院附属第一医院 | 一种基于迁移学习的covid-19患者的分级诊断系统 |
| CN214410473U (zh) * | 2021-03-09 | 2021-10-15 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种心脏模拟系统 |
| CN115120868A (zh) * | 2021-03-25 | 2022-09-30 | 周华兵 | 一种人造心脏 |
| WO2023286755A1 (ja) * | 2021-07-15 | 2023-01-19 | 国立大学法人大阪大学 | カテーテル・シミュレータ、及び、カテーテル・シミュレータ用の心臓モデル |
| CN114949585A (zh) * | 2022-05-20 | 2022-08-30 | 新疆天地集团有限公司 | 人工机械全心脏系统 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6069340B2 (ja) | カウンターパルセーション装置の駆動装置、方法、およびシステム | |
| EP3717036B1 (en) | Implantable pump system having an undulating membrane with improved hydraulic performance | |
| US10799625B2 (en) | Systems and methods for controlling an implantable blood pump | |
| JP2015500688A5 (zh) | ||
| JP2020512148A (ja) | 長方形膜を有する埋込可能ポンプシステム | |
| CA2439390A1 (en) | Optimized pulsatile-flow ventricular-assist device and total artificial heart | |
| Pugovkin et al. | Advances in hemodynamic analysis in cardiovascular diseases investigation of energetic characteristics of adult and pediatric sputnik left ventricular assist devices during mock circulation support | |
| US10918772B1 (en) | Solid state heart assist device | |
| Goodman et al. | Left ventricular assist devices: a historical perspective at the intersection of medicine and engineering | |
| CN105561412A (zh) | 心脏辅助装置 | |
| CN117045957A (zh) | 一种人工心脏及系统 | |
| WO2023078948A1 (en) | Performance optimisation of ventricle assist devices | |
| Rahmani et al. | Investigation of a new prototype of multi-balloons LVAD using FSI | |
| US20230158288A1 (en) | Pressure sensor arrangement and method | |
| Alizadeh et al. | Calculating the aortic valve force and generated power by a specific cardiac assist device (AVICENA) in different counterpulsation | |
| Kwant | Implantable electromechanical displacement blood pumps: systematic design and validation methods | |
| Sorensen | Ventricular-assist devices and total artificial hearts | |
| Samuels | The AbioCor totally implantable replacement heart | |
| CN219001741U (zh) | 一种仿生心脏系统 | |
| CN113546301B (zh) | 一种磁动力心脏辅助动力系统用按压活块组件及系统 | |
| Paden et al. | Control system architecture for mechanical cardiac assist devices | |
| CN117653898A (zh) | 智能仿生心脏及其运行方法 | |
| Han | Muscle-powered Soft Robotic Ventricular Assist Devices | |
| Capoccia et al. | Concepts, Mathematical Modelling and Applications in Heart Failure | |
| Sakly et al. | Left ventricular assist device: CFD Simulation of Flow HeartWare |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination |