一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统技术方案

本实用新型专利技术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。本实用新型专利技术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。率及搏动体积变化量的稳定可控。率及搏动体积变化量的稳定可控。

【技术实现步骤摘要】
一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统


[0001]本技术涉及医疗器械
，具体是一种正负压驱动式心脏搏动辅助系统。

技术介绍

[0002]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。

技术实现思路

[0003]为了克服现有技术中存在的缺陷，本技术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。
[0004]本技术任务通过下列技术方案来实现：
[0005]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。
[0006]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。
[0007]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。
[0008]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。
[0009]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。
[0010]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。
[0011]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。
[0012]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。
[0013]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。
[0014]和现有技术相比，本技术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。
[0015]以下将结合附图对本技术的构思、具体结构及产生的效果作进一步说明，以充分地理解本技术的目的、特征和效果。
附图说明
[0016]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；
[0017]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。
[0018]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
[0019]为了使本技术的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本技术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技术，并不用于限定本技术。
[0020]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。
[0021]如图1、2所示，本本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
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...

【专利技术属性】
技术研发人员：曾建新，郑晓勇，庄晓东，唐征祥，刘宝，吕杰杰，
申请(专利权)人：深圳脉腾医学技术有限公司，
类型：新型
国别省市：