CN1377288A - 正位的全人工心脏 - Google Patents

Abstract

一种正位全人工心脏,用于置换人的心脏,一个由两个组合的血腔的新设计,组合的血腔具有在其两者之间和其入口及出口之间的原有布局。这种设计能够较在先技术显著地改善前纵膈内的空间利用;实现了所需要的解剖匹配。

Description

正位的全人工心脏

新补充的专利说明

本新补充的专利是主专利公开的发明对象的新的变形。

这是基于为全人工心脏提供变形以解决晚期心脏病患者的问题。所有这些新的变形仅代表已于1999年8月3日的主专利25640号中公开的目标，所述的主专利把供血腔室的出口路径或者说出口通道进行了变换。

发明的领域

本发明涉及医用假体，具体地说，涉及一种全人工心脏。这旨在满足当前对创造一种新型却又是原有的设计达到全人工心脏的需要，用于置换病程晚期的天然心脏，或者在心脏移植术中起搭桥的作用，或者用于心脏移植术失败之后。

发明的背景

当前，患者有严重的由于不同原因而不可逆的心脏病时，如果该患者有器官供体，可考虑以心脏移植作为解决方案。然而，以美国为例，每年约有6万名这样的患者。因当前难于找到心脏供体，仅有约6％至10％的患者得到心脏移植。

现在全人工心脏(TAH)被当作心力衰竭的极端情况下的一种改进。当代的这类装置包括使用不同的模式。另外，还使用着局部循环的辅助装置，一般地称为左心室辅助系统(LVAS)。

在极端的血液动力学衰竭的情况下，这些装置当前用作心脏移植的过渡。这些装置在患者等待适当的供体时保持患者生存，防止由于血液动力学病变的进行性恶化引起的严重全身性损害，以后在患者进行心脏移植时，危及其它器官的成活能力。

但是当代全人工心脏却存在问题。尽管这些装置能够在极端的条件下保持患者存活，却不能够为患者提供可接受的生活质量。

最重要的是，由于当代装置的尺寸与纵膈内部可为现有模件提供的空间之间的不一致性，也就是所谓缺乏解剖匹配性，许多这样的装置不是把人工心室以及其运转所必需的其它元件正位地安置。数个元件安置在体外，而位于人体内和体外的部件的耦连穿过皮肤。出现了一些病理现象，诸如局部感染，以后又转变为更严重的感染、上行性感染、皮肤溃疡，对患者及其生活质量造成许多问题。其局限性的一个例子是患者需要连接到一个气动控制台。另外，由于把这些部件安置在胸外，在手术中增加了风险和问题；它还引起手术并发症及术后护理问题，诸如出血、血肿、感染和压迫。

而且由于胸内提供的空间减少，一些当代的装置没有足够的尺寸产生良好的舒张末期容量。因此，往往是为了达到充分的血流速度，这些装置诉诸于显著地增加心率，增加心率的结果造成由于血流线速度引起的附加湍流。这种情况可能引起较严重的血液学并发症，诸如溶血和出血并且引起制造这些装置的材料迅速退变。综上所述，极为迫切地需要较好地利用纵膈内部的可得空间以达到显著增加舒张期血容量。

与当代装置有关的另一类血液学并发症是血栓形成和栓塞。在一些这样的装置中经之流通血液的腔体内壁有一些区域带有郁滞、交角及其表面的不同材料之间交界以及在这些材料之间的缝接，所有这些都产生了非常高的栓塞风险。

上述的人工装置存在有止血方面的并发症诸如出血，这是因为血液不得不流经在每端都有许多接缝的刚性假体管长回路。这些人工假体管路不能够像天然血管那样以反射的方式对增加血流速度的需要作出响应，也就是说不能够例如通过极大地增加其直径作出响应。这种缺乏性引起血压较大地上升，这进一步加大上述接缝的压力，使得当代的全人工心脏在较严峻的条件下工作。

这些装置的另一个重要问题是其补偿肺循环和体循环生理上应对的不同血容方面的局限性。为了缓解这种情况，外科医生不得不在植入手术过程中在两个循环之间制造某种连通，一般地是在心房间造成通路。然而手术创口的大小，特别是这种方法的总体效果，往往是有争论的，因为经常出现体循环或者肺循环血液动力性充血。

因此，现在一直需要一种没有常规的人工心脏的伴随缺点的人工心脏。

发明概述

一般地，本发明含有一种人工心脏，这种人工心脏可以正位植入活体，例如哺乳动物的循环系统正位，它优选地在解剖上适配由摘除至少两个天然心室后产生的纵膈间空间，所述的人工心脏含有：

一个右血腔，所述的右血腔为基本上向上向后的细长形态，所述的右血腔有一个进入血液的右入口，所述的右入口具有用于附着到右心房的装置，

一个后向的出口，用于血液流出所述的右血腔，所述的后向出口位于右入口的后上方，所述的后出口具有用于附着到肺动脉主干的装置，所述的后出口要么包括，要么邻接肺动脉瓣，

一个左血腔，所述的左血腔为基本上向上向右的细长形态，所述的左血腔有一个进入血液的左入口，所述的左入口具有用于附着到左心房的装置，

一个前向的出口，用于血液流出所述的左血腔，所述的前向出口大致位于左入口的右上方，所述的前出口具有用于附着到主动脉的装置，所述的前出口要么包括，要么邻接主动脉瓣，

所述血腔之间的空间安排是这样的，当它们同时完全扩张的时候，右血腔的一部分(即投影到胸前壁的，并且与左血腔的相应部分在胸前壁的投影吻合的部分)在左血腔的所述相应部分的后方。

特别是，本发明的人工心脏含有两个人工心室或者称血腔的组合，每个人工心室各有入口和出口。从右心房进入的血液经右入口流入右血腔然后经后出口流出右血腔。从左心房进入的血液经左入口流入左血腔然后经前出口流出左血腔。

两个血腔、入口和出口的独特的空间安排给予本发明对利用手术摘除天然左右心室和手术释放两大血管即肺动脉主干和主动脉之后的纵膈内部可得空间以极大的改善。本发明的一个重要优点在于放在后面的出口，它放在入口的后面上方。这个特殊的安排使得能够利用两心房上方的可得空间泵血，这个空间在其它情况下是得不到利用的。这种安排把后出口放在一般地由主动脉起始段占据的空间。从这个天然的后面位置起主动脉向上走行然后向前向右出前纵膈。前出口大致在同一高度放在后出口前方，朝向后出口的前方。因此，手术释放主动脉和肺动脉主干的下段并且相对其前后位(方向)移位连接到其对应的出口。如果需要另外的空间，将切除这两大血管的起始段然后把两个出口放在较高的位置，紧靠位于右肺动脉和主动脉升部中段高度的平面。

本发明的另一个重要优点在于放两个血腔双方的形状和位置，这使得能够非常好地利用纵膈内的可得空间。在其充分扩张的位置，两个血腔都达到前胸壁。右血腔为细长形状，基本上向上向后。左血腔为细长形状，基本上向上向右。主动脉在其向上的路段上于与右肺动脉交叉处占据前面的位置。因此通过把出自右心房进入肺动脉主段的血液通道保持到出自左心房进入主动脉的血液通道的后面，能够极好地利用纵膈内的可得空间。天然的心室中体循环和肺循环通道不符合这个要求，而全人工心脏领域的在先技术也没有对之加以改变。本发明改变了这样的排列，把右血腔总放在左血腔的后面，这时它们在前胸壁上的投影吻合。如此办理本发明能够利用可得空间泵血而不仅仅是把血液经人工管路输送到既定目的地。

通过把出口放置到接近通向大血管的瓣膜处，本发明中进一步地增加了可用于泵血的空间。因此，由于构成本发明的不同部件的所述安排，血腔在纵膈中提供的泵容量实际上比在先技术得到要高。

较好地利用纵膈内的可得空间，使本发明的人工心脏有较高的舒张末期容量，以此方式得到足以达到可接受血流速度的较大射血量，而不必显著地提高心率，并且从既降低了溶血又减少了运动部件的机械磨损。

而且，在本发明的优选实施例和某些变形中，该正位全人工心脏可以完全地安置在纵膈内，也就是血腔、驱动装置，例如挤压机构、能源等可以完全地安置在纵膈内。以此方式，本发明可以是集成的，“一体化”系统。

本发明的极好的空间利用用于至少两个目的：a)把全人工心脏的驱动装置放在纵膈内部；b)增大每个血腔的舒张期容量。这种新型设计实现了医学界对于全人工心脏必须在解剖上匹配纵膈的可得而有限的空间的基本需要。

由于本发明的全人工心脏的不同结构布局，进行了以下的重要改进：

1.把出自右心房进入肺动脉主段的血液通道保持到出自左心房进入主动脉的血液通道的后面。

2.人工心室的流出道放置得较靠近要充灌的循环系统，从而不需要假体管路达到对应动脉。

3.人工心室在纵膈内放置在较高的位置。

4.在本发明的优选实施例和某些变形中，两个外部挤压腔和能源也都安置在纵膈内部。

因此，如果需要，可以通过切除在动脉干的起始段方便地产生附加的空间。

本发明的一个血液动力学和血液学的重要优点是，通过把血腔的出流放在体循环和肺循环血管区，这些血腔的出流处不再需要使用假体管路。这个特点为本发明提供了直接与血管系统连接的重大优点：通过天然血管对加大血流响应以血管舒张的自主反射反应。因此，不需要增加压力得到较大的血流，从而降低了对血腔壁的压力，也减少了湍流和相关的液体剪切应力，所述这些都极大地降低了续后的引起血细胞及全人工心脏本身寿命缩短的损害。

本发明的人工心室是一种一体化的血腔，有两个抗血栓生成的特性，就是其形状及其与血液接触的表面。所述的血腔是上向的细长形状，没有郁滞区域，没有交角，也没有不同类材料之间的交界；它们之间也也没有缝接。

本发明的另一个优点是血腔的抗血栓生成的壁。这些内壁由生物表面制造，软而有韧性，它们保护血球和红细胞不受细胞损伤，从而避免溶血。另外，在本发明中，因为通过均匀分布并且近乎同心的力的作用下泵血，还因为血腔是细长且由无交角、交界或缝接的单一材料制造的，并且在血腔的流出道没有假体材料或者说或多或少固定直径的管路，所述降低了细胞损伤。

本发明的又一个优点还为每个血腔提供独立的排血量变化。这种对每个血腔独立地处理容积流量率使之能够补偿经肺循环与体循环的血流循环的不平衡。这两个循环系统之间的生理区别和分流，将以不需要创建外科旁路的方式加以补偿。

还提供了一种本发明的改进，其中以转向了的出口路径，血腔的组装例如用只把一个正位的人工血腔放在左心室的不工作的腔内进行，而另一个天然血腔保持在所述的该需要不工作的心室的所有心肌旁，包绕此正位的人工血腔，并且作为此正位人工心脏变形的功能支持。这种只有一个正位人工血腔的变形使得我们能够利用大部分的天然血腔，利用其较小的空间及其生物能。

本发明的其它目的及其伴随优点将在以下的说明中给出，或者可以从实践或使用本发明了解。借助于权利要求书中特别是指出的装置、特征和/或其组合可以实现和得到这些目标和优点。应当理解以上的一般说明和以下的详细说明仅是举例性和说明性的，不能视作对权利要求书所述的本发明的限制。

附图的简要说明

包含在说明书中，并且构成说明书的一部分的附图，示出本发明的实施例，与说明一起解释本发明的原理。

图1人类的体循环—肺循环系统的示意图。

图2本发明的电—液压变形的优选实施例的示意图。

图3本发明的电—液压变形的优选实施例的前视图，植入在人的体循环—肺循环系统中，其中大血管的起始段被切除了。

图3A，图3的细化，示出本发明的优选实施例的前视图，处于血腔的舒张位、或者说充血位，驱动装置植入在人的体循环—肺循环系统中，其中大血管的起始段被切除了。

图3B，图3的细化，示出本发明的优选实施例的前视图，其中所示为血腔的射血位，或者说是排空位。

图3C，示出本发明的电—液压变形，其中挤压效果由两个植入在人的体循环—肺循环系统中的横向运动表面产生，植入处切除了大血管的起始段。

图3D，示出本发明的气动变形，其中挤压效果通过在外部的挤压腔内引入挤压流体产生，所述挤压腔有半刚性的壁。

图4是本发明的血腔的内前视图，见于射血位或者说排空位。

图5是本发明的血腔的内前视图，见于舒张位或者说充血位。

图5A是本发明的血腔的内右侧视图，见于舒张位或者说充血位。

图6是本发明的电—液压变形的外部挤压腔的上、后左侧视图。

图6A，图6的细化，是本发明的外部挤压腔的上、后左侧视图。

图6B是本发明的电—液压变形的外部挤压腔的上、后左侧视图，示出运动表面的位移。

图7是本发明的电—液压变形的外部挤压腔的右侧视图。

图7A，图7的阐明，是本发明的电—液压变形的外部挤压腔的右侧视图。

图7B，是本发明的电—液压变形的外部挤压腔的右侧视图，示出运动表面的位移。

图8，在手术切除主动脉和肺动脉主干的起始段前后主动脉和肺动脉主干的图示对比。

图8A，在手术切除主动脉和肺动脉主干的起始段前后手术摘除两心室后所创建的空间的图示对比。

图8B，由切除大血管的起始段创建的游离空间视图。

图9，本发明的优选实施例的挤压机构运动表面视图。

图10，本发明的电—机械变形的前视图，示出直接作用在血腔上的挤压机构。

图11，图10中的A-A1截面的上部视图，在此示意出两个横向运动表面组件。

图12，本发明的另一个电—机械变形的前视图，示出直接作用在血腔上的独立的双挤压机构。

图13，图12中的B-B1截面的上部视图，在此示意出两个横向运动表面组件。

图14，只有一个正位人工血腔的变形。在瓣膜平面处剖开。

本发明的详细说明

现在作为非限制性的模式和当前对其开发的优选方式详细地说明本发明。本发明还示于附图中。

根据本发明，当前构建正位人工心脏的特定的且优选的方式是附图中所示的模式。然而，本发明可以有不同的形状和尺寸上的修改，并且本说明不打算把本发明局限于本文所述的特定的形状和尺寸。相反，本发明要覆盖根据权利要求书所界定的本发明的精神和目标范围内的所有修改和变形。

而且因为领域内一般技术人员将分析几个修改和改变，我们不希望把本发明局限于本文所述的确切结构或者手术。因此所有等效的修改都认为包括在本发明的范围内。

如图2示意图所示正位全人工心脏电—液压变形的优选实施例含有一个外挤压腔4、一种挤压流体3、两个血腔：右血腔1和左血腔2，和一个独立地改变其排量的装置。

本发明的外壁是一个外挤压腔4，其外形在解剖上与它将占据的纵膈空间一致，如图3、3A、3B、6A、6B、7A、7B所示，是卵圆形或肾形或角锥形的，顶点在上，底部在下。它将占据称为前纵隔的空间。

本发明的优选实施例的外挤压腔4由不同的段构成，如图3、3A所见：一个中段，安置在右心房17和左心房18的前面；一个上段或者说顶点，上升到与右肺动脉下界面12交叉的水平面上，并且向前伸至胸骨24(见图7、7A)；一个下段或者说底部16，它伸至膈膜21和天然心尖的区域，占据由切除两个天然心室建立的膈膜上游离空间33(图8B)。在所有的优选实施例的图示，图3、3A、3B、4、5A、5B中，两个大血管的起始段都手术切除了，如图8B中可见。

如图3、3A和3B所示，外挤压腔4在从膈膜21本身上行达到于其上部接近主动脉的左缘时，它的左缘22从左边移动到了右边。所述挤压腔4的右缘23从膈膜面21或多或少竖直地向上移行。

外挤压腔4的深度从右8和左9房室入口延伸到胸骨24，如图7、7A和7B所示。

如图6、6A、6B、7、7A、7B所示、在其上右段，于右血室1的右入口8的上方，其后侧存在一种几何结构，截锥25，这种几何结构产生一种向上部和后部的部分增长和倾斜的突起。后出口10安放在此截锥25的上缘，并且直接连接肺循环。

如图2的图略所示，外挤压腔4有四个孔，两个是入口两个是出口，用于把血腔连接到患者的循环系统。入口8和9位本发明的后侧，如图5A、6、6A、6B、7、7A和7B所示。右血腔1的右入口8接受来自右心房17的血液。左血腔2的左入口9接受来自左心房18，如图3A、8和8B所示。

入口7和10位于外挤压腔4的上侧，如图3、3A、3B、6A、6B、7A、7B所示，左血腔2的前出口7经新入口26(见图8、8A和8B)连接到体循环回路。血腔1的后出口10位于截锥结构25的上部顶点，并且经新入口27连接到肺循环回路，如图8、8A和8B所示，而所述顶点在外挤压腔4的后侧造成一个突起。

在切除大血管的起始段后，新入口26和27在一个较主动脉瓣28和肺动脉瓣29位置高的位置，如图8和8A所示。

如图3、3A、3B、4、5和5A所示，本发明的后出口10在前出口7后面，换言之，它们与天然心室的出口瓣膜对比处在相反的位置。

在本发明的优选实施例的外挤压腔4的内部，如图2所示的略图所示，有挤压流体3，和两个具有本发明的形状、尺寸、壁和连接的结构，即右血腔1和左血腔2。它们占据外挤压腔4的整个封闭的内部空间。

如图2所示意，挤压流体(例如甘油)占据由外挤压腔4的内侧、运动表面5和两个血腔的外壁31所界定空间。该挤压流体用于把运动表面5的驱动力传递到两个血腔的外壁31。含在外挤压腔4内部的挤压流体以这样的方式起作用：当运动表面5在充血位或者说舒张位时，如图3、3A、5和5A所示，让右血腔1和左血腔2达到其各90cc的容量，这时血液经右血腔1右入口8和经左血腔2左入口9进入。两个血腔都使其各自的出口10和7关闭。

在运动表面5在外挤压腔4内部向内移动3厘米，达到其最大射血位或者说舒张位时，如图3B和4所示，它把从驱动装置接受到的力传递到挤压流体3，挤压流体3将压迫右血腔1和左血腔2的外壁产生其内部容量的排空作用，以一种经过右血腔1的后出口10和左血腔2的前出口的方式得以排出或者说射出含在其内部的血液。两个血腔都会使其入口关闭。

右血腔1是一种产生用于泵血的柔软韧性囊，并且安置在右心房的位置前上方，在外挤压腔4之右。如图3、3A、3B、4、5和5A所示。它含有两个柔软韧性的壁，其内腔没有交角缝接或者不同材料的交界，因为其内部的生物膜32将完全由一个单片的猪心包构成。其外壁31是合成的，例如用Pebax3533制造。这个右血腔1经其右入口8连接到右心房17并且经其后出口10连接到肺循环。所述的右血腔1在完全扩张时达到前胸壁并且有基本上向上向后的细长形状。如图3、3A、3B、4、5和5A所示，这个右血腔1与天然的右心室解剖结构有显著的不同。如图3、3A、3B、4、5和5A所示，其血流通路几乎直线地从右入口8向上向后行，直到达到并且直接连接于肺循环系统的新入口27，所述新入口在纵膈内部占据后面的位置如图8和8A所示意。因此通过经三尖瓣进入然后上升到膈膜21，我们避开了在胚性的循环管路起源的环路，或者说在天然的右心室内血液进行的下向路径。如图8B所示，前纵膈的膈膜上空间33保留用于安置位于本发明的优选实施例的底段16的驱动装置6，如图3、3A和3B所示。

左血腔2也是一种产生用于泵血的柔软韧性囊，并且安置在左心房的位置前上方，在外挤压腔4之左。如图3、3A、3B、4、5和5A所示，它含有两个柔软韧性的壁，其内腔没有交角缝接或者不同材料的交界，因为其内部的生物膜32将完全由一个单片的猪心包构成。其外壁31是合成的，例如用Pebax3533制造。从其左入口9或者三尖瓣起，左入口9或者三尖瓣把左入口连接到左心房18，如图3、3A、3B、4、5和5A所示。所述的左血腔2在完全扩张时达到前胸壁，并且在前纵膈内有基本上向上向右的细长形状，以其流出通道在右流出通道前方。这个前出口7的位置如图3、3A、3B、4、5和5A所示，并且安排在后出口10之前。以此方式，左血腔2也让血液几乎直线地沿前、上和右的方向，至体循环系统。

本发明的这两个血腔，右1和左2，柔软且有韧性，有一个双膜的壁，如图2所示意，并且各有90cc容量的内腔。然而，各个血腔的排血量可以独立地改变。为了独立地减少或者增加每个血腔的舒张末期容量，本发明的优选实施例有一种独立地改变排出量的机构。如图2的略图所示，经一个用于独立改变排血量的装置的导管34，在每个血腔的内壁32和外壁31之间的间质空间内引入一种的液体，称为间质液13。在内壁32和外壁31之间的空间中充以间质液13时，每个血腔的内部容量降低。间质液13例如可以是甘油。这种独立地改变排血量的装置是经图2所示意的导管34操作的，该导管34例如经一个中央静脉插入。这个导管34引入到外挤压腔4内，在血腔的入口8和9旁，从颈静脉起并且连接到外壁31。以此方式，在植入期和术后期，医生可以改变每个血腔的间质容量，能够独立地改变其舒张末期容量，用于按照每个患者的生理需要和每个装置的特定运行在体循环和肺循环内达到一定的血流量。

在图3C中示出本发明的外挤压腔4的设计中的一种电—液压变形有两个横向运动表面39，用于对两个血腔上产生挤压效果。在这个外挤压腔4中，横向运动表面39示于舒张期位置。这两个横向运动表面39在位移到外挤压腔4的中央时增加挤压流体3的压力，挤压流体3起压迫右1和左2血腔的作用。

在图3D中示出本发明的外挤压腔4的设计中的另一种变形。为了在两个血腔上产生压迫效果，在外挤压腔4产生不同容积的挤压流体40A。例如，不同容积的挤压流体40A是通过在外挤压腔4中注入和抽出气体产生的；这种外挤压腔4的特征在于气体注入和抽出改变内部压力时其容积改变低。图3D示出一个外挤压腔4的示意图，对于右1和左2血腔有相同的布局，并且有一个对管40的连接，管40连接到一个引入和抽出气体的源。图3D示出外挤压腔4中的流体40A，在此例中流体40A是气体。

本发明的一种电机械变形是如图10、11、12和13所示，其中，由不同的驱动装置起泵血作用。右血腔1在背后连接到其相应的右入口8，经右入口8它从右心房接受血液。左血腔2在背后连接到其相应的左入口9，经左入口9它从左心房接受血液。如图11和13所示在入口8和9的前面，两个血腔都伸到胸骨，并且两个血腔的这个部分平行安排在稍向左倾斜的方向。

在图10中，我们可以看到，通过驱动装置6的推动，由两个横向运动的表面41在右血腔1的右侧壁上和左血腔2的左侧壁上产生同时的联合的并且是直接的挤压作用。图11是图10中的A-A1截面的上部视图，该截面在右1和左2血腔的入口8和9的平面上。在此我们可以看到，其前段，靠近胸骨24，被安排得以其内侧面于平行的位置并且放在一起，而且互相支承以接受两个横向运动的表面41的联合横向挤压作用。

图12和图13示出所述挤压机构的一种电—机械变形，其中，直接的挤压作用由每个血腔各一对的横向运动表面42产生，每对独立地作用在所述血腔侧壁上。所述的运动表面42由驱动装置6推动。

本发明的另一个变形由一种安排构成，它含有两个挤压腔，每个封闭其相应的血腔，所述的外挤压腔有一或多个运动表面。所述的外挤压腔可以彼此分开，也可以共用一个公共壁，这样所述的公共壁成为一个分开每个外挤压腔的内部空间的隔板。每个所述的外挤压腔至少有两个孔；相应地两孔之一与入口吻合，另一个与出口吻合，血液分别经这两个孔入和出。在每个外挤压腔与其相应的血腔之间封闭的空间充以一种挤压流体。所述的挤压流体的功能是把作用在外挤压腔的运动表面上的力传递到柔软而有韧性的血腔上。因此，由挤压机构在外挤压腔上起的容积降低作用，在血腔的内容量上得到伴随的降低。所述的挤压机构由至少一个动力源驱动，这个动力源也位于纵膈的内部。所述的每个血腔的内容积下降射出其所含有血液。这个组件使得能够独立地管理体循环和肺循环的血流速，具有以上所概述的全部优点。

功能性地只用正位人工血腔置换一个天然心室的变形，把其出口路径或者说通道进行转向，保留剩下的一个血腔，这个血腔也手术地或非手术地把其出口路径或者说通道进行转向。在手术释放天然的心室腔后把正位人工血腔置入其内(见图14)。在功能性置换左天然血腔的情况下，保留这个左天然血腔的必需肌群，内腔中包绕所述正位的人工血腔并且把所述正位的人工血腔包含在其不工作的仙腔中，作为置于其中的正位人工血腔的支持，也作为留下的另一个天然血腔的支持。在右天然血腔的后出口门的前方，这个左人工血腔的前出口门以端对端的方式连接到转向了的主动脉上，所述后出口门手术地移动到另一个出口门的后面的位置。把这些大血管安置在其新的位置中以后，对冠状动脉实施一种血管修复术，例如，用一种称为Cabrol氏术的外科技术实施。有一种这个左人工腔的连接变形，这在右天然血腔的后出口门的前面，是一种与主动脉的侧对端的连接形式，用天然主动脉瓣的血液学堵塞，以经过冠状动脉窦口的方式保持所有保留心肌群的血液回灌，并且进行大血管的起始段的手术或非手术的移位。进行了一种左人工血腔的流出路径或者说流出通道的前面连接的不同方法，目的是为保留的心肌维持必需的冠状动脉灌充。

如以上已经所述，只用一个位人工血腔进行功能置换天然的变形，把其出口路径或者说出口通道转向，同时部分地替换和/或人工地或者说假体地支持一部分或全部的保留的另一个天然心室，以维持这个天然心室的功能性和/或避免它受到压迫。

这种只用一个位人工血腔进行功能置换天然的变形有一种与上述的为两个人工血腔的变形排血或者说射血的不同挤压机构相类似挤压机构。

其中一或两个正位血腔，一个是人工的或两个都是人工的，其出口路径被转向，这样的本发明的变形由一或者两个肌肉继续驱动，例如用背阔肌驱动。手术把该肌肉从其天然嵌端切下然后安排得使其兴奋挤压所述血腔。

本发明的再一个变形由一种安排构成，它含有两个外挤压腔。所述的外挤压腔可以彼此分开，也可以共用一个公共壁，这样所述的公共壁成为一个分开每个外挤压腔的内部空间的隔板。每个所述的外挤压腔封闭其各自的血腔，所述的外挤压腔的特征在于使用过程中其内部压力发生改变时其容量变化少。每个所述的外挤压腔至少有三个孔；三孔之一与入口吻合，另余与出口吻合，血液分别经这三个孔入和出。每个所述的外挤压腔至少有一个经之对该外挤压腔加入或撤出挤压流体的孔。周期性地对每个外挤压腔加入或撤出挤压流体产生压缩和扩张封闭的血腔的作用，封闭的血腔是柔软而有韧性的。优选的挤压流体是气体，更优选地是惰性气体。每个血腔内部容积的减少射出它所含的血液。这个组合使得能够独立地管理体循环和肺循环的血液流速，具有以上所概述的全部优点。

本发明的另一种变形指一种独立地改变排血量的机构的变形。这种机构设计旨在能够独立地改变每个血腔的射血量。该变形由不同容量的血腔构成。例如，右血腔1内部容量是85cc而左血腔2的内部容量是95cc。右血腔1向肺循环泵血，它泵血所对的平均压力是50至25毫米汞柱。这个压力低于左血腔2向体循环射血的压力，后者有120至80毫米汞柱的平均动脉压。由于血腔射血的不同压力，就是右血腔1的压力较低，当运动表面的可变移位的排换低于170cc的容积，例如160cc时，右血腔1全部排空并且射血85cc，而左血腔2仅射血75cc。当挤压排换量为170cc时，两个血腔的射血量均为85cc。当挤压排换量为180cc时，左血腔2射血多于右血腔10cc。

总结：

运动表面排换量    右血腔射血    左血腔射血

160cc             85cc          75cc

170cc             85cc          85cc

180cc             85cc          95cc

这种独立地改变排血量的改进也适用于用血腔直接挤压作用影响泵血的本发明的变形，如图10和图11所示，这里用横运动表面41协同地产生压力。它首先排空右血腔1，右血腔1对较低的肺循环压射血，然后控制横向运动表面排换以按照生理需要改变每个循环中的血流量。

在每个血腔有两个分开的横向运动表面42的变形是，调节每对运动表面的排换以独立地处理射血量。

领域内一般技术人员会认识到或者仅凭日常经验就能够确信对本文特别述及的特定实施的等效。这样的等效性也要包括在 要求的范围内。

Claims (17)

1.一种人工心脏，含有：

两个血腔，其中至少一个是人工的，

一个右血腔，所述的右血腔为基本上向上向后的细长形态，所述的右血腔有一个用于血液进入的右入口(8)，所述的右入口(8)具有用于附着到右心房(17)或者附着到体静脉回路某段的装置，

一个后向的出口，用于血液流出所述的右血腔，所述的后向出口位于右入口的后上方，所述的后出口具有用于附着到肺动脉主干的装置，所述的后出口要么包括，要么邻接肺动脉主干瓣膜，

一个左血腔，所述的左血腔为基本上向上向右的细长形态，所述的左血腔有一个用于血液进入的左入口，所述的左入口具有用于附着到左心房或附着到肺静脉回路某段的装置，

一个前向的出口，用于血液流出所述的左血腔，所述的前向出口大致位于左入口的右上方，所述的前出口具有用于附着到主动脉的装置，所述的前出口要么包括，要么邻接主动脉瓣，

所述血腔之间的空间安排是这样的，当它们同时完全扩张的时候，右血腔的一部分在左血腔的所述相应部分的后方。

2.权利要求1所述的人工心脏，其中，两个所述的血腔都是柔软而有韧性的。

3.权利要求1所述的人工心脏，其中，两个所述的血腔都有独立变化的排血量。

4.权利要求1所述的人工心脏，其中，两个所述的血腔都有一或多个壁。

5.权利要求4所述的人工心脏，其中，所述排血量的变化是通过向所述多壁血腔的壁之间的间质空间加入流体达到。

6.权利要求4所述的人工心脏，其中，两个多壁的血腔的每个最内部的壁都用心包单片制造。

7.权利要求1所述的人工心脏，其中，所述右血腔伸过所述的后出口然后直接附着于肺动脉主干，而所述左血腔伸过所述的前出口然后直接附着于主动脉。

8.权利要求1所述的人工心脏，其中，所述的血腔每个有20毫升至120毫升之间的扩张容量，优选地在40毫升至100毫升之间。

9.权利要求1所述的人工心脏，其中，含有；一个位于纵膈内部的挤压机构，用于同时对两个所述的血腔的扩张和收缩起作用。

10.权利要求9所述的人工心脏，其中，所述挤压机构含有：

一个封闭两个所述的血腔双方的外挤压腔，所述的外挤压腔有一或多个运动表面及四或更多个别的孔，四个所述的个别的孔各与所述的左入口、右入口、前出口和后出口空间上吻合，

一种灌充在含于所述外挤压腔和所述的血腔之间空间的挤压流体，所述挤压流体从所述的挤压腔的运动表面传递力用于影响所述的血腔的扩张和收缩，

一个位于纵膈内部的能源，该能源推动所述的运动表面。

11.权利要求9所述的人工心脏，其中，所述的挤压机构含有：

一个外挤压腔，它的特征在于使用过程中其内部压力发生改变时其容量变化少，所述的外挤压腔封闭两个血腔双方，所述的外挤压腔有五或多个个别的孔，其中四个所述的个别的孔各与所述的左入口、右入口、前出口和后出口空间上吻合，

一种灌充在含于所述外挤压腔和所述的血腔之间空间的挤压流体，

用于把所述的外挤压腔连接到附加的所述挤压流体的源的装置，所述挤压流体对所述的血腔的扩张和收缩起作用，所述的扩张和收缩由分别地从和向所述挤压腔抽出和引入所述挤压流体加以影响。

12.权利要求10所述的人工心脏，其中，所述的挤压流体是甘油。

13.权利要求11所述的人工心脏，其中，所述的挤压流体是气体。

14.权利要求1所述的人工心脏，其中，含有：

两个位于纵膈内部的挤压机构，用于独立地对每个所述血腔的扩张和收缩起作用。

15.权利要求14所述的人工心脏，其中，至少一个所述挤压机构含有：

至少两个半刚性的运动表面，每个与每个所述的血腔直接接触，所述的半刚性的运动表面对所述血腔的扩张和收缩起作用，

至少一个位于纵膈内部的能源，该能源推动所述半刚性的运动表面。

16.权利要求14所述的人工心脏，其中，所述的挤压机构含有：

一个外挤压腔，封闭两个所述血腔双方，所述的外挤压腔有两或更多的运动表面和四或更多个别的孔，其中四个所述的个别的孔各与所述的左入口、右入口、前出口和后出口空间上吻合，

一个内壁，把所述的外挤压腔和所述的血腔之间的空间分成两个互相隔离的子空间：右子空间和左子空间，所述的右子空间包绕所述的右血腔，而所述的左子空间包绕所述的左血腔，

一种灌充所述右子空间的右挤压流体，所述挤压流体从至少一个所述的挤压腔的运动表面传递力用于对所述右血腔的扩张和收缩起作用，

一种灌充所述左子空间的左挤压流体，所述挤压流体从至少一个所述挤压腔的所述运动表面传递力用于对所述左血腔的扩张和收缩起作用，

至少一个位于纵膈内部的能源，该能源推动所述的运动表面。

17.权利要求14所述的人工心脏，其中，所述的挤压机构含有：

一个外挤压腔，它的特征在于使用过程中其内部压力发生改变时其容量变化少，所述的外挤压腔封闭两个血腔双方，所述的外挤压腔有五或多个个别的孔，其中四个所述的个别的孔各与所述的左入口、右入口、前出口和后出口空间上吻合，

一个内壁把所述的外挤压腔和所述的血腔之间的空间分成两个互相隔离的子空间：右子空间和左子空间，所述的右子空间包绕所述的右血腔，而所述的左子空间包绕所述的左血腔，

一种灌充所述右子空间的右挤压流体，

一种灌充所述左子空间的左挤压流体，

用于把每个所述的子空间连接到至少一个附加的所述挤压流体的源的装置，所述挤压流体对每个所述的血腔的扩张和收缩起作用，所述的扩张和收缩由分别地从和向每个所述的子空间腔抽出和引入所述挤压流体加以影响。

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