CN219579711U - 一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统 - Google Patents

Abstract

本实用新型涉及医疗器械技术领域，具体是一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统,包括正负压动力装置和泵体，动力装置包括正负压转换腔、驱动机构、正压腔、负压腔、输出管和控制器，驱动机构能驱动正负压转换腔进行收缩或者膨胀，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，输出管的入口分别通过两个电磁阀连通正压腔和负压腔；加压囊的外壁和内壁之间设有加压腔，输出管的出口连通加压腔，其中内壁为柔软弹性薄膜并能贴附在心脏的表面。本实用新型提供的心脏搏动辅助系统，利用正负压动力装置驱动加压囊，利用加压囊来主动促进心脏进行收缩或舒张，便于实现心脏搏动频率及搏动体积变化量的稳定可控。

Description

一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统

技术领域

本实用新型涉及医疗器械技术领域，具体是一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统。

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。申请人在先申请的中国专利CN211050179 U公开了一种人工心脏辅助装置，包括加压囊和驱动装置，加压囊使用时植入体内并套在心脏表面且其内壁与心脏表面相贴附，利用驱动装置驱动加压囊的内壁进行膨胀或收缩，从而能主动促进心脏进行收缩或舒张，使心脏恢复正常的泵血功能，改善心衰症状。但是，该驱动装置是简单、直接通过输送泵的正、反转向加压囊内输入或者抽出流体来驱动加压囊的膨胀或收缩，实际应用中存在工作不够稳定的问题，主要是难以稳定、准确地驱动加压囊按照目标频率进行膨胀、收缩，而且膨胀收缩的体积变化量也难以保持稳定可控。

实用新型内容

为了克服现有技术中存在的缺陷，本实用新型的目的是提供一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统，能够利用植入体内并套在心脏表面的加压囊来主动促进心脏进行收缩或舒张，且利用正负压动力装置来驱动加压囊，便于使加压囊按照设定频率及体积变化量进行收缩或膨胀，从而便于实现心脏搏动频率及搏动体积变化量的稳定可控，工作稳定可靠。

本实用新型任务通过下列技术方案来实现：

一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统，包括正负压动力装置以及用于套在心脏表面的兜状加压囊，所述加压囊的外壁和内壁之间为空心结构且设有加压腔，其中内壁为柔软弹性薄膜从而能够贴附在心脏的表面，外壁的硬度大于内壁以支撑加压囊保持兜状结构，所述正负压动力装置包括正负压转换腔、驱动机构、正压腔、负压腔、输出管和控制器，其中驱动机构能够驱动正负压转换腔进行交替地收缩、膨胀，正负压转换腔分别通过第一单向阀和第二单向阀连通正压腔和负压腔，第一单向阀朝向正压腔，第二单向阀朝向正负压转换腔，输出管的入口分别通过第一电磁阀、第二电磁阀连通正压腔和负压腔，出口连通加压腔，控制器连接各个所述电磁阀，并能在心脏收缩时控制第一电磁阀打开以使正压腔驱动加压囊的内壁膨胀凸出从而促进心脏收缩，在心脏舒张时控制第二电磁阀打开以使负压腔驱动加压囊的内壁收缩内凹从而促进心脏舒张。

作为优选的技术方案，所述加压囊在使用时套在心脏左心室、右心室区域的外部，以使加压囊的上端口低于并避开心脏上方的各个动脉及静脉，所述内壁与心脏的外表面贴附并连接在一起。

作为优选的技术方案，所述加压囊的外壁和内壁之间还设有隔膜，隔膜与内壁之间形成缓冲腔，缓冲腔内填充有缓冲液，隔膜与所述外壁之间形成所述加压腔。

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交替地收缩或者膨胀。

作为优选的技术方案，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电磁阀自动关闭，以使所述加压腔单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏搏动的正常范围内。

作为优选的技术方案，所述正负压驱动式心脏搏动辅助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，所述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或第二电磁阀的自动通断，以使所述加压腔能够按照心脏的搏动节律来进行膨胀或收缩，并控制加压腔单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏搏动的正常范围内。

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，并能根据该压力信号控制驱动机构的启停。

作为优选的技术方案，所述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。

和现有技术相比，本实用新型提供的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，正负压动力装置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，通过控制各个电磁阀的通断频率，就可以通过正负压动力装置驱动泵体的加压腔按照该频率进行收缩或膨胀，且收缩和膨胀的体积大小稳定且便于控制，从而可以稳定、准确地驱动泵体按照设定频率及泵血量进行泵血；而且正压腔、负压腔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。泵体内没有其他机械传动部件，不会对血液造成损伤，且没有过多的机械运动部件占用空间，使得泵体的空间利用率非常高，体积可以做到非常小巧，可以胸腔镜下植入，操作简单，医生病人易接受，以加压腔的容积为40ml为例，则泵体的尺寸可做到直径4cm、高3cm左右的圆盘状结构，体积非常小巧，便于体内植入。

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

附图说明

图1是实施例1中正负压驱动式心脏搏动辅助系统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中正负压驱动式心脏搏动辅助系统在正负压转换腔膨胀状态下的结构示意图。

其中，1、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、加压囊；21、外壁；22、内壁；23、加压腔；24、隔膜；25、缓冲腔；100、心脏。

具体实施方式

为了使本实用新型的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本实用新型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实用新型，并不用于限定本实用新型。

需要说明的是，当一个元件被称为“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件，也可以是通过居中的元件进行间接连接。

如图1、2所示，本实施例提供了一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统，包括正负压动力装置1以及用于套在心脏100表面的兜状加压囊2，所述加压囊2的外壁21和内壁22之间为空心结构且设有加压腔23，其中内壁22为柔软弹性薄膜从而能够贴附在心脏100的表面，外壁21的硬度大于内壁22以支撑加压囊2保持兜状结构，所述正负压动力装置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（附图中予以省略），其中驱动机构12能够驱动正负压转换腔11进行交替地收缩、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的入口设有第一分支管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，输出管17的出口连通加压腔23，控制器连接各个所述电磁阀，并能在心脏100收缩时控制第一电磁阀181打开以使正压腔13驱动加压囊2的内壁22膨胀凸出从而促进心脏100收缩，在心脏100舒张时控制第二电磁阀182打开以使负压腔14驱动加压囊2的内壁22收缩内凹从而促进心脏100舒张。优选，加压囊2在使用时套在心脏100左心室、右心室区域的外部，以使加压囊2的上端口低于并避开心脏100上方的各个动脉及静脉，所述内壁22与心脏100的外表面贴附并连接在一起，比如黏连、缝合等方式。

本实施例提供的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其工作原理是：临床应用时，加压囊2可以通过外壳微创手术进行植入安装在用户体内，具体为方式为：切开心包，根据心脏100大小套上相匹配的加压囊2，并将加压囊2通过边缘与心包缝合或粘合固定连接。正负压动力装置1可以置于体外并通过其输出管17连通加压囊2的加压腔23，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）。工作时，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；输出管17的进口分别通过第一电磁阀181和第二电磁阀182连通正压腔13、负压腔14，出口连通加压囊2的加压腔23，控制器控制第一电磁阀181和第二电磁阀182根据心脏100的正常搏动频率进行交替地关闭和开启（第一电磁阀181和第二电磁阀182在使用时不能同时打开），当第一电磁阀181开启时，正压腔13会驱动加压囊2的内壁22膨胀凸出从而能挤压心脏100表面促进其收缩，当第二电磁阀182开启时，负压腔14驱动加压囊2的内壁22收缩内凹，由于内壁22贴附在心脏100表面，相当于吸附在心脏100表面的吸盘，从而能拉伸心脏100表面促进其舒张。

本实施例提供的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其正负压动力装置1通过驱动机构12驱动正负压转换腔11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13和负压腔14进行脉冲式蓄能，有助于正压腔13、负压腔14持续保持足够的正压或者负压，结构简单紧凑，通过控制各个电磁阀的通断频率，就可以通过正负压动力装置1驱动加压囊2的加压腔23按照该频率进行收缩或膨胀，且收缩和膨胀的体积大小稳定且便于控制，从而可以稳定、准确地主动促进心脏100按照正常搏动的频率范围进行搏动，且搏动的体积变化量在心脏100搏动的正常范围内，维持心脏100正常泵血。

作为本实施例的一个优选方案，所述加压囊2的外壁21和内壁22之间还设有隔膜，隔膜与内壁22之间形成缓冲腔，缓冲腔内填充有缓冲液，隔膜与所述外壁21之间形成所述加压腔23，其中，加压囊2的外壁21为硬质硅胶以支撑加压囊2保持兜状结构，隔膜为柔软硅胶。通过设置缓冲腔和缓冲液，能够使加压囊2对心脏100表面的作用力更加均匀柔和。

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，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。

作为本实施例的一个优选方案，所述输出管17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，以使所述加压腔23单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏100搏动的正常范围内，比如，通过流量控制器控制流经输出管17的工作介质为140ml左右，那么就能够控制加压腔23单次膨胀或收缩的体积变化量也在140ml，从而能够促进心脏1007收缩排出或舒张吸收140ml左右的血液。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。

作为本实施例的一个优选方案，所述正负压驱动式心脏搏动辅助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，所述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，以使所述加压腔23能够按照心脏100的搏动节律来进行膨胀或收缩，并控制加压腔23单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏100搏动的正常范围内。

作为本实施例的一个优选方案，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，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，并能根据该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。

作为本实施例的一个优选方案，所述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，所述工作介质为气体或液体。

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，本申请中所涉及的实用新型范围，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实用新型构思的情况下，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。

Claims (9)

1.一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，包括正负压动力装置以及用于套在心脏表面的兜状加压囊，所述加压囊的外壁和内壁之间为空心结构且设有加压腔，其中内壁为柔软弹性薄膜从而能够贴附在心脏的表面，外壁的硬度大于内壁以支撑加压囊保持兜状结构，所述正负压动力装置包括正负压转换腔、驱动机构、正压腔、负压腔、输出管和控制器，其中驱动机构能够驱动正负压转换腔进行交替地收缩、膨胀，正负压转换腔分别通过第一单向阀和第二单向阀连通正压腔和负压腔，第一单向阀朝向正压腔，第二单向阀朝向正负压转换腔，输出管的入口分别通过第一电磁阀、第二电磁阀连通正压腔和负压腔，出口连通加压腔，控制器连接各个所述电磁阀，并能在心脏收缩时控制第一电磁阀打开以使正压腔驱动加压囊的内壁膨胀凸出从而促进心脏收缩，在心脏舒张时控制第二电磁阀打开以使负压腔驱动加压囊的内壁收缩内凹从而促进心脏舒张。

2.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，所述加压囊在使用时套在心脏左心室、右心室区域的外部，以使加压囊的上端口低于并避开心脏上方的各个动脉及静脉，所述内壁与心脏的外表面贴附并连接在一起。

3.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，所述加压囊的外壁和内壁之间还设有隔膜，隔膜与内壁之间形成缓冲腔，缓冲腔内填充有缓冲液，隔膜与所述外壁之间形成所述加压腔。

4.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，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。

5.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，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交替地收缩或者膨胀。

6.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，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电磁阀自动关闭，以使所述加压腔单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏搏动的正常范围内。

7.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，所述正负压驱动式心脏搏动辅助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，所述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或第二电磁阀的自动通断，以使所述加压腔能够按照心脏的搏动节律来进行膨胀或收缩，并控制加压腔单次膨胀或收缩的体积变化量在心脏搏动的正常范围内。

8.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，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，并能根据该压力信号控制驱动机构的启停。

9.根据权利要求1所述的正负压驱动式心脏搏动辅助系统，其特征在于，所述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。