專利名稱：心臟搏動輔助系統的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種醫療裝置，特別涉及一種心臟搏動輔助系統。
背景技術：
心力衰竭是各種心臟疾病導致心臟功能不全引起的一種綜合癥。其原因是心肌收縮力下降導致心臟搏血量不能滿足機體代謝的需要，同時血液淤積在心臟使得舒張期心腔內壓力升高和心腔擴大，進一步使心肌收縮力下降，加重心功能不全，致使體循環和肺循環血液回流受阻，體、肺循環淤血，引發機體循環功能障礙并出現機體代謝紊亂。發生心力衰竭時，心臟收縮排血能力下降，導致血液存留在心臟中，使心室舒張期壓力增加和心腔變形擴大，通常以心尖部擴大變形為著，使得心室膨脹向球形方向發展。這種變化使得心肌氧耗明顯增加，心肌收縮效率明顯下降。心腔擴大變形到一定程度后，心肌收縮力進一步下降。在此情況下，如果心臟瓣環也隨之擴大，則將出現瓣膜返流，瓣膜返流將會加速心臟結構和功能的損害，導致心臟收縮、舒張功能迅速減退和心律失常。惡性心律失常的直接后果常為驟死。因此，增強心肌收縮力、恢復心臟功能性結構和糾正心律失常對心衰治療極為重要。嚴重心律失常和心臟結構異常通常是需要機械輔助治療的終末期心力衰竭患者的特點，因此單純動力輔助難以完全滿足其治療要求，需要結合糾正心律失常、修復心臟形態和功能結構的裝置和方法。心力衰竭的治療一直是醫學關注的重點問題。目前常用心力衰竭治療手段包括藥物治療、機械輔助和心臟移植。藥物治療是基礎治療手段，主要治療機理有增強心肌收縮力和減輕心臟負擔。增強心肌收縮力藥物治療的共同特點是需要心肌對藥物有一定的反應能力，而藥物對心肌收縮力增強的程度也有一定限制。減輕心臟負擔的藥物治療以犧牲機體代謝需求為代價，而機體正常代謝需求是生命存在和維持一定生活質量的基礎，故減輕心臟負擔同樣是有限度的。同時由于藥物作用的非選擇性使得治療常伴有一些局部或全身毒副作用。心力衰竭時心肌嚴重受損，心肌對藥物的反應性下降，組織器官血流量減少和并發代謝障礙使得藥物糾正心力衰竭的作用非常有限。終末期心力衰竭患者還因長期接受藥物治療而對藥物的敏感性明顯下降，為實現治療效果使用較大劑量藥物也使得其毒副作用難以耐受。因此，對于終末期心力衰竭患者藥物治療效果通常不佳。終末期心力衰竭的心臟結構和功能損害通常是不可逆的，外科手術修復和藥物治療的風險極大，收效甚微。由此應運而生的是替代治療，包括心臟移植、心臟輔助裝置和全人工心臟。心臟移植受供體的限制難以滿足醫療的需求。建立在人工機械裝置基礎上的心臟輔助裝置和全人工心臟的區別有兩個方面一是功能上部分輔助和完全替代心室工作；二是與心臟結合方式上，心臟輔助裝置通常與自體心臟同時存在，以并行或串行方式進行動力輔助，而全人工心臟則是在切除自體心室的基礎上以人工心室與殘留心房結合完全替代心室工作。由于心力衰竭的主要問題是心肌收縮力減退，自體心臟的結構基礎尚完整存在，在修復自體心臟缺陷的基礎上進行機械輔助治療成為可以選擇的治療心力衰竭的方法，并逐漸成為臨床醫學和仿生工程學研究的重點。目前機械輔助治療心力衰竭的方法多限于以不同驅動和連接方式改良的心臟外旁路輔助循環。例如，圖I示出了一種經典的采用隔膜泵動力的心臟外旁路輔助循環方式治療心力衰竭的原理示意圖。參照圖1，隔膜泵100植入人體內部但位于心臟101的外部，隔膜泵100的輸入端102與心房插管105連接。心房插管105插入心臟101的左或右心房內部。隔膜泵100的輸出端經動脈插管103與主動脈104或肺動脈連接。設置在人體的外部的驅動源和控制裝置(圖中未示出)通過連接管線106與隔膜泵100連接。同時驅動系統經體表電極采集心電信號供驅動裝置同步觸發。這樣，隔膜泵在控制裝置的控制下與心臟的搏動同步或異步動作，使血液經插入心房的心房插管·105從左或右心房被泵入到隔膜泵100內，并在隔膜泵內加注動力后經動脈插管103注入到主動脈104或肺動脈。這種采用隔膜泵的心臟外并行輔助循環治療方式對心力衰竭患者的心臟功能恢復具有一定輔助治療作用，但其工作效率受引流效果的影響，尤其在同步工作狀態效率明顯低下，泵體、瓣膜和管腔內易產生血栓，需要抗凝治療。由于連接心臟和大血管的管道穿出體外，容易移位損傷心臟和大血管導致大出血而使患者的活動受到限制，此類系統輔助治療時間上限一般不超過三個月。圖2示出了另一種傳統的采用心臟外旁路循環輔助方式治療心力衰竭的原理示意圖。參照圖2，軸流泵200植入人體內部但位于心臟201的外部，軸流泵200的輸入端與心室插管202連接。心室插管202從心臟的心尖插入心臟201的左心室內。軸流泵200的輸出端經人工血管203與主動脈204相連。設置在人體外部的驅動源和控制裝置(圖中未示出)通過連接線205與軸流泵200連接。軸流泵200在控制裝置的控制下使血液從左心室經心室插管202引出，經軸流泵200加注動力后經人工血管203注入主動脈204。這種輔助治療系統所產生的血流形式為非搏動的平直血流，人體自身心臟搏血產生的脈動血流疊加在輔助治療系統產生的平直血流上形成搏動血流。因此該輔助治療系統的工作基礎是自身心臟必須具有一定的搏血能力，以維持波動血流的灌注。一旦心臟功能惡化，自身搏血能力下降以至心室收縮力不能克服軸流泵輔助系統形成的主動脈壓力，則心室停止排血，動脈血壓完全表達為非搏動壓力，生命難以維持。另外，軸流泵系統高轉速大流量運行時對血液有形成分的破壞性較大，不適合生理需求，而且難以維持長時間使用。目前所用心臟輔助裝置均不具備有效與心臟搏動同步工作的能力；不具備完全模擬心室腔內生理壓力序相輔助心臟的能力；不具備植入心室協助修復心臟形態和修復室間隔穿孔的能力；更不具備糾正心律失常的能力。
發明內容
為解決上述問題，本發明提供一種可植入心室內部、能完全與心臟同步搏動工作、用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭的心臟搏動輔助系統。本發明心臟搏動輔助系統，其中，包括心室容積調節裝置，用于調節心室容積；同步裝置，同步裝置的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；
控制裝置，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調節裝置在心室收縮時同步減小心室的容積，其中，所述心室容積調節裝置包括如下結構圓盤狀基座固定在心室的心尖端,所述基座的中心固定有無刷直流電機，所述電機中心的轉子上設有軸向通孔，所述軸向通孔帶有內螺紋，驅動螺桿與所述內螺紋嚙合，隔膜的周邊與所述基座的邊緣密封結合，所述隔膜的內側面中心設有驅動盤，所述驅動盤的下表面與驅動螺桿的頂端固定在一起，所述基座的下側固定有半橢球形底殼；所述電機連接至所述控制裝置和電源。本發明心臟搏動輔助系統，其中所述驅動盤下表面上連接有若干向下延伸的引導桿，每個所述引導桿都穿過位于所述基座上的引導孔。本發明心臟搏動輔助系統，其中所述引導桿上還設有引導桿運動位置傳感器，弓丨導桿運動位置傳感器連接至所述控制裝置，所述引導桿運動位置傳感器用于當所述引導桿 運動至所述引導桿運動位置傳感器所處的位置時發出信號，以控制所述引導桿運動的起止界限和所述引導桿的定位。本發明心臟搏動輔助系統的心室容積調節裝置體積小，可植入心室內部，能完全與心臟同步搏動工作，可以用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭。本發明心臟搏動輔助系統具備有效與心臟搏動同步工作的能力；具備完全模擬心室腔內生理壓力序相輔助心臟的能力；具備植入心室協助修復心臟形態和修復室間隔穿孔的能力；具備糾正心律失常的能力。
圖I示出了一種當今經典的采用氣動隔膜泵為動力的心臟外旁路輔助循環方式治療心力衰竭的原理示意圖；圖2示出了另一種當今流行的采用軸流泵為動力的心臟外旁路輔助循環方式治療心力衰竭的原理示意圖；圖3是本發明心臟搏動輔助系統的第一種實施例的心室容積調節裝置在擴張狀態下的示意圖；圖4是支撐網的示意圖；圖5是圖3所示的心室容積調節裝置在回縮狀態下的示意圖；圖6是第一種實施例的心室容積調節裝置在心臟舒張(心室容積調節裝置回縮)狀態下示意圖；圖7是第一種實施例的心室容積調節裝置在心臟收縮狀(心室容積調節裝置膨脹)態下的示意圖；圖8是心臟搏動輔助系統的第一種實施例的結構示意圖，其中心臟處于舒張期，心室容積調節裝置處于回縮狀態；圖9是設置在左右心室外膜面的心臟形態保持裝置的示意圖；圖10是第二種實施例的心室容積調節裝置在心臟收縮期呈擴張狀態下的示意圖；圖11是第二種實施例的心室容積調節裝置在心臟舒張期呈回縮狀態下的示意圖；圖12是心臟搏動輔助系統的第二種實施例的結構示意圖。
具體實施例方式下面詳細描述本發明的實施例，下面參考附圖描述的實施例旨在解釋本發明，而不能解釋為對本發明的一種限制。第一種實施例參見圖8，本發明心臟搏動輔助系統，包括心室容積調節裝置10，該心室容積調節裝置10整體植入患有心力衰竭的患者的心室內部，用于調節心室容積； 同步裝置27，同步裝置27的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；同步裝置27內設有自動除顫裝置和同步化治療裝置，自動除顫裝置和同步化治療裝置的輸出端連接至心臟；控制裝置26，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制心室容積調節裝置10在心室收縮時同步減小心室的容積。控制裝置26、同步裝置27都可以采用現有的相關技術。圖3是本發明的第一種實施例的心室容積調節裝置10在心臟收縮期呈擴張狀態的示意圖，圖5是心室容積調節裝置10的可伸縮裝置12在心臟舒張狀態下回縮至支撐裝置11內的示意圖。心室容積調節裝置10包括如下結構與心室的內部形狀相適應的凹形支持裝置11固定在心室內，例如植入左心室之心室容積調節裝置10的支撐裝置11為半橢球體，以植入心室內并與心室心尖部的內壁保持良好接觸并以外科方式固定。支持裝置11內側設有囊狀的柔性可伸縮裝置12，可伸縮裝置12全部或部分地容納在支撐裝置11內，并具有可從支撐裝置11擴張出來的擴張狀態和從擴張狀態向支撐裝置11內回縮的回縮狀態，以與心臟的搏動同步地、周期性地改變心室內容積和壓力。可伸縮裝置12的下端設有與可伸縮裝置12內腔連通的管道20，管道20穿過支持裝置11和心室壁后連接至動力裝置25(圖8)，動力裝置25連接至控制裝置26。該心室容積調節裝置10的驅動介質為氣體或液體，即通過動力裝置25提供的動力驅動介質進出可伸縮裝置12進行伸縮。動力裝置25的驅動力迫使驅動介質進入可伸縮裝置12內部，推動可伸縮裝置12由支撐裝置11內向外擴展；負相驅動力將驅動介質吸出，可伸縮裝置12受負壓作用向支撐裝置11內回縮。動力裝置25可以是氣壓或者液壓式的，并通過動力管道將氣壓或者液壓動力傳輸到設置在心室內的心室容積調節裝置10，驅動心室內的心室容積調節裝置10與心臟同步工作，補償心臟收縮做功和促進心室舒張充盈，實現改善心臟功能之目的。動力裝置內部含有能維持心臟搏動輔助系統供電的不間斷電源。在可伸縮裝置12上與管道20連接的開口 13外設有防堵塞網14，以防止可伸縮裝置12回縮時貼壁堵塞驅動介質進出的管道20的開口。適合于制造過防堵塞網14的材料例可以選擇如nitinol(鎳鈦諾)、硅酮、醫用聚氨酯之類的生物相容性材料。開口 13的直徑例如為10-12mm,管道20長度可以為18_22mm,以使心室容積調節裝置植入心臟時,管道20能夠穿過心肌壁與來自于動力裝置25的動力管道連通。管道20可以由鈦合金、醫用硬質聚氨酯或醫用硅膠等材料制成。本實施例中支持裝置11內含柔性支撐網15，圖4示出了支撐裝置11的示意圖。支撐網15作為整個心室容積調節裝置的非動作部分的主要支撐結構，用于為可伸縮裝置12的動作提供支撐，保證可伸縮裝置12的定向運動；并具有一定的剛性和柔性，保證與心室壁可靠地接觸，以利于外科手術固定。另外，支撐網15在一定條件下可以收縮成管狀結構，以便于手術人員通過在心臟的心尖處切口將收縮成細管狀的支撐網15和回縮在支撐網15內的可伸縮裝置12—同輸送到心室內，并使支撐網15達到預定的位置后釋放展開以和心室壁接觸。適合于制造支撐網15的材料例如可以是鈦鎳記憶合金(例如鎳鈦諾)、PTFE (聚四氟乙烯)、醫用纖維、醫用聚氨酯、醫用聚碳酸酯之類的生物相容性材料、特別是血液相容性材料。為了適應患者心室壁的形狀，支撐網15展開時的高度和上部開口的直徑例如可以分別為20,22. 5，25，27. 5，30mm和35、40、45、50、55、60mm。但本發明不局限于此，可以根據患者心室壁的形狀，臨時定制具有其它尺寸的支撐網15。
以植入左心室的心室容積調節裝置為例，展開情況下的可伸縮裝置12為橢球體的柔性內囊16，內囊16為由多層醫用聚氨酯和硅膠等醫用高分子材料一次成型制成的有底部開口的橢球體。本實施例中，內囊16包括三層結構，即作為內囊與驅動介質接觸的內層17、起強度支撐作用的中層18和用于接觸血液的外層19。但也可以選擇使內囊16具有一層或者兩層、甚至更多層；所用材料也可選擇同種或異種生物材料，以及生物材料結合醫用高分子材料或金屬材料。總之，只要保證囊16具有氣密性、可伸縮性、抗屈撓性、與相應界面的理化穩定性和生物相容性即可。根據工作目標心腔的幾何尺寸，該內囊16的長軸長度設計為35、40、45、50、55和60mm，短軸的長度設計為30、35、40、45、50和55mm。但本發明不局限于此，可以根據患者心室的形狀定制具有其它尺寸的內囊16。管道20可以通過從內囊16的囊壁一體向外延伸形成，以與動力裝置的連接通道連通(下文將要詳細描述)。內囊16的下部與支撐網15緊密接觸后，通過在支撐網15和與之接觸的內囊16的下部均勻涂覆醫用聚氨酯膜，使支撐網15與內囊16的下部牢固接觸，并增加內囊16的下部的強度和與心室壁組織的生物容性，聚氨酯膜的厚度約為30(Γ500 μ m。心室容積調節裝置10還可用于加強心室壁、協助心室成形、防止附壁血栓和封閉室間隔穿孔。參見圖7當心臟收縮期間，可伸縮裝置12從支撐裝置11內膨出進入擴張狀態，降低了心室儲存血液的有效容積和增加心室內壓力，從而使心室內更多的血液被擠壓到動脈中，輔助性地提高了心臟的泵血能力，增大了體循環和肺循環的血液流量，從而改善患者的循環功能。舒張期可伸縮裝置12向支撐裝置11的凹型結構回縮，使心室腔容積擴大和壓力下降，促進舒張期血液回流，減輕體肺循環瘀血。因此，本發明的心室容積調節裝置對心力衰竭具有一定的治療作用，甚至具有完全的治療作用。本發明的心臟搏動輔助系統還包括如圖9所示的心室形態保持裝置28，該保持裝置具有與心臟左右心室的外部形狀相匹配的網狀凹形結構，以例如通過具有生物相容性的外科縫合線結合到左右心室的外部。這樣，保持裝置28包覆在心室外膜面，以使心室不會隨著心力衰竭的惡化或者因為心室容積調節裝置擴展時的正壓而發生進一步擴大變形。特別是，在衰竭心臟處于極度收縮無力狀態下，這種保持裝置28可以防止由于心室內的心室容積調節裝置10在心臟收縮期間擴張時心室發生大面積矛盾運動而過度膨脹，從而進一步提高心室容積調節裝置10的輔助效率。在一種實施例中，保持裝置28可以是網狀約束罩，并且由與制造上述支撐網的材料相同的具有一定應力能力的生物相容性材料制成。保持裝置28的心尖部設有開口，以使心室容積調節裝置10的管線穿過。另外，也可以在植入心臟內部的心室容積調節裝置10和保持裝置28上設置用于檢測心臟功能和心室容積調節裝置10工作情況的傳感器，例如用于檢測心電信號的傳感器、用于檢測血氧飽和度的傳感器、用于檢測心腔內壓力的傳感器、用于檢測靜脈壓力的傳感器、用于檢測心室的容積的傳感器、用于檢測心室容積調節裝置內壓力的傳感器和用于檢測心室容積調節裝置10伸縮距離或容積的傳感器等等。這些傳感器產生的信號可分別傳輸到同步裝置27和/或者控制裝置26。同步裝置27根據這些傳感器36的檢測信號，判斷是否需要自動除顫和啟動同步化治療，并同時按預定的程序產生同步參照信號，控制裝置26根據同步參照信號按預定程序控制動力裝置25工作。在保持裝置28上設有多個用于檢測心臟的工作情況的傳感器和心外膜面除顫電 極36等。除顫電極36根據來自于自動除顫裝置感應到的室顫心電信號后對心臟進行體內自動放電除顫，以維持心臟電興奮和機械運動的協調，有利于心室容積調節裝置10維持與自體心臟動作有效同步。當心臟各腔室運動出現明顯不同步時，同步裝置自動啟動同步化起搏治療，使心臟各腔室運動同步，同時保障心室容積調節裝置10與心臟同步工作。動力裝置25、控制裝置26、同步裝置27以及顯示心臟功能和心室容積調節裝置10工作狀態的顯示器等設置在人體外部，并在本發明中統稱為外部裝置。這些外部裝置與設置在心室容積調節裝置10上的傳感器、設置在保持裝置28上的傳感器、以及設置在保持裝置28上的除顫電極36通過導線電連接。優選地，這些導線可以設置在動力管道29的內部和/或外部，這樣可使各種導線與動力管道29 —起進出人體。另外，這些傳感器可以通過無線方式與外部裝置電連接。由控制裝置26根據患者心率、血壓和代謝需求調節心室容積調節裝置10每次擴張時搏動的輔助容量和時程，而心臟舒張期間，由控制裝置26根據患者心率、心室內壓和靜脈壓調節心室容積調節裝置10回縮的速率、時程和容積。上面描述了本發明的心臟搏動輔助系統包括一個心室容積調節裝置10的實施例。雖然圖中示出了心室容積調節裝置10植入在左心室中，但本領域的技術人員可以理解，也可以將該心室容積調節裝置10植入在右心室中。進一步地，也可以分別在左右心室中同時植入一個本發明的心室容積調節裝置實現雙心室輔助。如果以本發明的心室容積調節裝置實施雙心室同步搏動輔助，當輔助容積達到一定范圍，即單純心室容積調節裝置產生的搏血量能維持足夠血壓，能滿足人體生理狀態下循環需要，即可認為實現全人工心臟等同的效果和概念。第二種實施例第二種實施例與第一種實施例相比，變化的部分僅有心室容積調節裝置，圖10和11是第二種實施例中的心室容積調節裝置的示意圖。第二實施例的心室容積調節裝置50為電動裝置，即動力裝置小型化后植入體內，通過外部提供的電力進行伸縮。參見圖10，心室容積調節裝置50包括如下結構圓盤狀基座52固定在心室的心尖端，基座52的中心固定有無刷直流電機54，電機54中心的轉子上設有軸向通孔，軸向通孔帶有內螺紋，驅動螺桿55與內螺紋嚙合，隔膜53的周邊與基座52的邊緣密封結合，隔膜53的內側面中心設有驅動盤56,驅動盤56的下表面與驅動螺桿55的頂端固定在一起,基座52的下側固定有半橢球形底殼51 ;電機54連接至控制裝置26。驅動盤56下表面上連接有若干例如(2個、3個或者4個)向下延伸的引導桿57，每個引導桿57都穿過位于基座52上的引導孔。引導桿57上還設有引導桿運動位置傳感器571，引導桿運動位置傳感器571連接至控制裝置26，引導桿運動位置傳感器571用于當引導桿57運動至引導桿運動位置傳感器571所處的位置時發出信號，以控制引導桿57、隔膜53運動的起止界限和引導桿57、隔膜53的定位。基座52可以由例如鈦合金(例如nitinol(鎳鈦諾))制成。電機54可以在控制裝置26的控制下依規定速度正向或者反向旋轉。驅動螺桿55與電機54螺紋嚙合并將電機54的旋轉運動轉換成直線運動，以使驅動螺桿55在電機54的驅動下以一定速度直線運·動。在驅動螺桿55驅動驅動盤56往復直線移動時，多個引導桿57也在各自引導孔內往復移動，從而確保了驅動盤56移動時的穩定性。隔膜53的構造和材料可以與第一實施例的囊16相同，這里不再贅述。底殼51、基座52和隔膜53形成與心室內的血液、心肌和周圍組織隔離的密封結構。當通過心臟心尖部的切口將心室容積調節裝置50基座以上的部分放置到心室內之后，基座52的外緣通過手術縫合固定在心尖部切口處心肌邊緣。底殼51及所含之內容位于心臟外的體腔內。各種導線由胸壁隧道和皮膚截口引出于體外與控制裝置26和電池連接。參見圖10，當將第二實施例的心室容積調節裝置50植入到心室內之后，伴隨著心臟的收縮，電機54正向轉動，帶動驅動螺桿55和驅動盤56向上移動，從而驅動隔膜53向上展開。由于心臟本身的收縮和隔膜53的擴張，使心腔內容積縮小和心室內的血液壓力上升，驅使血液經心臟的半月瓣進入主(肺)動脈，進入體、肺循環。此時，位于下部的底殼51與心尖部的心室壁密切接觸，而不損害局部心室壁的組織，由此提供整個心室容積調節裝置50與心室壁之間的固定基礎和動作支點，以保證隔膜53向上定向運動。圖11所示為心臟舒張期間隔膜53向下回縮的回縮狀態。伴隨著心臟的舒張，隔膜53在驅動組件的驅動下大致向下收縮到基座52附近，促進血液經心臟的房室瓣回流到心室內。同步裝置27小型化后植入體腔內或皮下，通往心臟導線分別經靜脈至心腔或直接至心表的整合在保持裝置28上的電極或傳感器、通往控制系統的導線經電機導線之胸壁隧道和皮膚截口一同引出至體外。電機54的電源也可以合并在控制裝置中。可充電電池60和控制裝置26小型化后由病人隨身攜帶。控制裝置和電源也可放置在人體內部，以無線方式充電。另外，采用本發明的心室容積調節裝置治療心力衰竭，心室內的血液只是和心室容積調節裝置的隔膜外表面接觸，而本發明所包括的心室容積調節裝置的隔膜具有極好的生物相容性，而不是象傳統的體外循環或心臟外旁路循環方式治療心力衰竭那樣血液要流經血泵和管道，因此，本發明的心室容積調節裝置最大限度地降低了對血液生物性能的破壞，從而維持了血液的活性。以上的實施例僅僅是對本發明的優選實施方式進行描述，并非對本發明的范圍進行限定，在不脫離本發明設計精神的前提下，本領域普通工程技術人員對本發明的技術方案作出的各種變形和改進，均應落入本發明的權利要求書確定的保護范圍內。
權利要求
1.一種心臟搏動輔助系統，其特征在于，包括 心室容積調節裝置(50)，用于調節心室容積； 同步裝置(27)，同步裝置(27)的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號； 控制裝置(26)，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調節裝置(10)在心室收縮時同步減小心室的容積，其中， 所述心室容積調節裝置(50)包括如下結構 圓盤狀基座(52)固定在心室的心尖端，所述基座(52)的中心固定有無刷直流電機(54)，所述電機(54)中心的轉子上設有軸向通孔，所述軸向通孔帶有內螺紋，驅動螺桿(55)與所述內螺紋嚙合，隔膜(53)的周邊與所述基座(52)的邊緣密封結合，所述隔膜(53)的內側面中心設有驅動盤(56)，所述驅動盤(56)的下表面與驅動螺桿(55)的頂端固定在一起，所述基座(52)的下側固定有半橢球形底殼(51);所述電機(54)連接至所述控制裝置(26)和電源(60)。
2.根據權利要求I所述的心臟搏動輔助系統，其特征在于所述驅動盤(56)下表面上連接有若干向下延伸的引導桿(57)，每個所述引導桿(57)都穿過位于所述基座(52)上的引導孔。
3.根據權利要求2所述的心臟搏動輔助系統，其特征在于所述引導桿(57)上還設有引導桿運動位置傳感器(571)，引導桿運動位置傳感器(571)連接至所述控制裝置(26)，所述引導桿運動位置傳感器(571)用于當所述引導桿(57)運動至所述引導桿運動位置傳感器(571)所處的位置時發出信號，以控制所述引導桿(57)運動的起止界限和所述引導桿(57)的定位。
全文摘要
一種心臟搏動輔助系統，包括心室容積調節裝置，用于調節心室容積；同步裝置，同步裝置的傳感器連接至心臟，用于采集心室收縮信號；控制裝置，用于接收同步裝置采集的心室收縮信號，并控制所述心室容積調節裝置在心室收縮時同步減小心室的容積。所述同步裝置內設有自動除顫裝置和同步化治療裝置，所述自動除顫裝置的除顫電極連接至心臟，所述同步化治療裝置的起搏電極植入心腔。本發明心臟搏動輔助系統的心室容積調節裝置體積小，可植入心室內部，能完全模擬心室壓力容積變化規律與心臟同步搏動工作，可以用于輔助心臟搏動做功以治療心力衰竭、心室成形和修復心室間隔穿孔。
文檔編號A61M1/12GK102872486SQ201210408590
公開日2013年1月16日 申請日期2009年10月23日 優先權日2009年10月23日
發明者楊碧波 申請人:楊碧波