一种用于产生血液循环的系统
阅读说明：本技术 一种用于产生血液循环的系统 (System for generating blood circulation ) 是由 萨伊德·沙巴纳 塞缪尔·普卢姆若 于 2019-08-20 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种用于在脊椎动物的器官的至少一部分中产生血液循环的系统(1),其包括第一人工腔(11)和第二人工腔(12),所述腔各自包括能够在气体作用下跳动的柔性膜(21)、(22),每个所述膜以密封的方式分隔血液循环室(31)、(32)和容纳所述气体的室(41)、(42),该系统包括：第一低压气体缓冲罐(51)；第二高压气体缓冲管(52)；气体分配机构(6)；气动泵(7)。(The invention relates to a system (1) for generating a blood circulation in at least a portion of an organ of a vertebrate, comprising a first artificial cavity (11) and a second artificial cavity (12), said cavities each comprising a flexible membrane (21), (22) capable of jumping under the action of a gas, each of said membranes separating in a sealed manner a blood circulation chamber (31), (32) and a chamber (41), (42) containing said gas, the system comprising: a first low-pressure gas buffer tank (51); a second high pressure gas buffer tube (52); a gas distribution mechanism (6); a pneumatic pump (7).)
技术领域
本发明涉及医疗装置和设备的设计和制造。
更准确地说，本发明涉及用于人工创造通常由脊椎动物的心脏提供的血液流动的设备。本发明特别但不排他地涉及可植入在脊椎动物的心包腔中的医疗设备。
背景技术
在发明领域，我们知晓实施气动泵概念的设备和实施液压泵概念的设备。
历史上，第一批人工核心已经使用了气动泵的概念。这些人工心脏必须被植入患者的胸腔内部，并且能够产生气压的外部设备被连接到人工心脏上，以通过空气流来激活它。
在这种技术中，人工心脏包括人工腔，柔性膜位于该人工腔内部。然后，在腔内，膜以密封的方式分隔血液循环室和气体室。经由将外部设备连接到人工心脏的连接软管，脉冲压缩空气被供应到每个人工腔中的气体室，以利用膜泵原理来产生血液流动。
这种类型的解决方案是稳健的和可靠的。
然而，这种概念需要特别重的外部设备，并且包含将体内的空气管道引入到人工心脏。因此，装有这种人工心脏的患者不享有显著的自主性。
在第二种类型的技术中，提议了带有液压马达系统的人工心脏。
这种液压核心具有拟人化的设计，并且与之前描述的使用气动技术的人工核心相比，可以获得显著的自主性。
事实上，基于隔膜泵理念的这种类型的液压人工心脏结合了直接在人工心脏内部产生脉动压力的马达系统。
这种人工心脏使用植入脊椎动物体内的临时电池，并且只需要一个外部电池再充电系统，该外部电池再充电系统不包含被设计为进入身体以对心脏电气地供电的任何侵入式连接器。
然而，这种系统不如使用气动技术的心脏稳健和可靠。
以编号US4516567公布的专利文献中描述的解决方案仍然是已知的，该专利文献公开了一种用单个泵操作的全气动人工心脏。泵在膜处注入或抽吸空气以产生血液流动。
这种心脏的缺点是它需要高性能的泵，该泵可以在心脏手术周期的每个子时段期间承受很大的压力，因为泵直接注入/抽吸移动到膜上的或从膜移动出的大量流体。
发明内容
本发明的目标之一是解决现有技术的这些缺点。
本发明的目标之一是提议一种用于产生血液循环的系统，该系统比实施液压心脏的概念的现有技术的解决方案更加健壮和可靠。
本发明还旨在提供这样一种节能的血液循环产生系统。
本发明还旨在提供这样一种系统，该系统与根据实施气动泵概念的现有技术的解决方案相比不那么笨重。
更具体地，本发明旨在提供这样一种解决方案，该解决方案非常小，可以容易地在旨在植入脊椎动物的胸腔中的全人工心脏内部实施。
这些目标以及随后将出现的其它目标通过本发明来实现，本发明的目标是具有用于在脊椎动物的器官的至少一部分中产生血液循环的系统，该系统包括第一人工腔和第二人工腔，所述腔各自包括能够在气体作用下跳动的柔性膜，每个所述膜密封地分隔血液循环室和容纳所述气体的室，其中，它包括：
第一气体缓冲容器，其旨在基本达到第一压力(即所谓的低压)，以及第二气体缓冲容器，其旨在基本达到高于所述第一压力的第二压力(即所谓的高压)；
气体分配机构，其连接到所述第一和第二人工腔的容纳所述气体的室以及所述第一和第二缓冲容器，该气体分配机构被布置成交替地将气体注入到容纳所述气体的所述室中，以及从容纳所述气体的所述室中排出气体，以在所述第一腔和所述第二腔的血液流动室中提供血液流速的预定值；
气动泵，其被供应电能并且安装在所述第一缓冲容器和所述第二缓冲容器之间，并且旨在从所述第一罐中抽吸气体以将气体注入到所述第二罐中。
由于根据本发明的产生系统，可以人工产生血液循环，而该系统不像根据现有技术的使用外部设备的气动系统那样笨重。根据本发明的产生系统还可以具有比根据现有技术的气动系统低得多的能量损耗。
事实上，根据本发明的原理，气动泵的唯一作用是维持第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器之间的压差。
与先前技术不同，这种泵不用于在每个人工腔中的容纳所述气体的室的水平处直接注入和抽吸运动流体(这里是气体)。
根据本发明，第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器用于从容纳所述气体的室中供应或抽取运动流体，以使柔性膜跳动并且形成血液循环。
因此，使用单个泵以在第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器之间产生压力差允许系统具有低的整体能量损耗，特别是低于根据先前技术的气动系统的能量损耗。
换句话说，第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器用作能量存储储备。该能量的分配由气体分配机构准许和控制，该气体分配机构将容纳所述气体的室连接到第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器。
优选地，所述第一和第二人工腔、所述第一和第二气体缓冲容器、所述气体分配机构和所述气动泵形成一整体单元，并且用于产生血液循环的系统还包括用于向所述泵和所述气体分配机构供应电能的电池。
以这种方式，根据本发明的产生系统可以至少暂时自给自足，并且具有向连接到该系统的器官供应血液的有利的自主性。
这种泵的一个优选特征是它是叶片泵。
用于在第二气体缓冲容器中产生高压和在第一气体缓冲容器中产生低压的旋转叶片泵特别适于使根据本发明的产生系统具有低的总能耗。
这种叶片泵补偿了心脏泵驱动所消耗的内部泄漏和流速。
作为进一步有利的特征，所述气体分配机构包括至少一个压电开关和/或至少一个形状记忆开关和/或至少一个电磁开关。
这种气体分配机构形成了用于这些分配机构小型化的特别合适的解决方案。
优选地，所述气体是空气。
这种气体允许系统正常并且简单地运行，而不需要昂贵并且可能难以获得的特定气体供应。
应当注意的是，第一和第二压力的值根据患者进行调节。
缓冲容器中的压力根据心跳来调控，以确保对应患者需要的血液流动。
这种控制经由集成在系统中的传感器以电子方式完成。
有利的是，所述气体分配机构包括4通2位阀。
这些气体分配机构确保第一气体缓冲容器和第二气体缓冲容器之间的气体交换，其中室容纳人工腔的所述气体。
在这种情况下，阀优选为导向操作的瓣阀和/或导向操作的滑阀。
第一优选解决方案是，用于产生血液循环的系统形成待植入到患者心包腔中并且能够在移除患者的左心室和右心室之后替代患者的左心室和右心室的全心脏假体，其中第一和第二腔形成双心室模块，第一人工腔的血液循环室旨在连接到所述患者的左心房和主动脉，并且第二人工腔的血液循环室旨在连接到所述患者的右心房和肺动脉。
然后，这种全心脏假体可以将气动植入件的健壮性和可靠性与根据早先的技术使用液压马达流体的全假体的小尺寸相结合。此外，根据本发明的全产生系统的全心脏假体可以是完全自主的，并且只需要少量的电力来操作气体分配机构和气动泵。
根据第二优选解决方案，用于产生血液循环的系统形成用于所述器官的体外灌注的回路，从而可以为移植而保持所述器官的存活。
事实上，根据本发明的产生系统由于特别紧凑的设备而使得确保体外的血液循环成为可能，该设备比早先技术中已知的设备体积小，并且仅需要非常低的能量输入(大约15W到20W)。
优选地，例如如上所述的用于产生血液循环的系统包括一个且仅一个气动泵。
附图说明
本发明的其他特征和优点将在阅读以下作为说明性和非限制性示例给出的形成本发明的优选模式的描述和附图后变得更加清楚，其中：
图1是根据本发明的用于产生血液循环的系统的示意图，其中容纳所述气体的室连接到第二(高压)气体缓冲容器，然后血液循环室具有小体积；
图2是用于产生血液循环的相同系统的示意图，其中容纳所述气体的室连接到第一(低压)气体缓冲容器，然后血液循环室具有大体积。
具体实施方式
参考图1和图2，用于产生血液循环的系统1允许在脊椎动物器官的至少一部分中人工产生血液流动。具体地，系统1用于在血流的两个回路中产生血液流动，包括：
血液流动的第一循环回路C1；
血液流动的第二循环回路C2。
如稍后将详述的，作为第一优选解决方案，用于产生血液循环的系统1可以形成全心脏假体。在这种情况下，例如，血液流动的第一循环回路C1对应于向脊椎动物的身体供应含氧血液的解剖循环回路，并且血液流动的第二循环回路C2对应于用于给血液充氧的另一个解剖循环回路(该其他循环回路特别集成了脊椎动物的肺)。
根据第二优选解决方案，用于产生血液循环的系统1可以形成器官的体外血液循环回路。然后，在这种情况下，血液流动的第一循环回路C1或血液流动的第二循环回路C2中的至少一个联接到器官以向其供应血液。
如图1和图2中显示，用于产生血液循环的系统1包括：
第一人工腔11；
第二人工腔12；
第一气体缓冲罐51；
第二气体缓冲罐52；
气体分配机构6，其将第一人工腔11和第二人工腔12连接到第一气体缓冲罐51和第二气体缓冲罐52；
气动泵7，其连接到第一气体缓冲罐51和第二气体缓冲罐52。
第一人工腔11和第二人工腔12各自包括可以通过气体的作用跳动的柔性膜21、22。事实上，用于产生血液循环的系统1是气动系统，并且使用气体作为驱动流体以允许产生血液循环。这种气体优选为空气。
这些柔性膜21、22是弹性的，并且分别将第一人工腔11和第二人工腔12分成两个室。
更具体地说：
第一人工腔11的柔性膜21以密封方式在该第一腔11内分隔血液循环室31和容纳所述气体的室41；
第二人工腔12的柔性膜22以密封方式在该第二腔12内分隔血液循环室32和容纳所述气体的室42；
第一人工腔11和第二人工腔12还包括：
血液循环室31、32中的血液注入阀312、321；
来自血液循环室31、32的血液喷出阀311、322。
这些注入阀312、321和喷出阀311、322确保系统中的血液流动的方向得到保证。每个阀311、312、321、322的具体设置使人工腔的操作压力能够被调节。
如前所述，柔性膜21、22能够在气体的作用下跳动。
柔性膜21、22各自通过跳动来改变血液循环室31、32的体积。
当血液循环室31、32的体积增加时，血液循环室31、32中的压力下降，并且致使喷出阀311、322关闭并且注入阀312、321打开，以允许血液循环室31、32充满血液。
相反，当血液循环室31、32的体积减少时，血液循环室31、32内的压力增加，并且致使注入阀312、321关闭并且喷出阀311、322打开，以允许血液从血液循环室排出。
在容纳所述气体的室41、42的水平处的气体交换(注入和提取)通过以下来确保：
气体分配机构6；
第一气体缓冲容器51；
第二气体缓冲容器52；
气动泵7。
第一气体缓冲罐51旨在升高到第一压力，即所谓的低压。
对于第二气体缓冲罐52，其旨在升高到第二压力(被称为高压)，第二压力高于第一压力。
作为示例，第一压力可以增加到1.1bar，并且第二压力可以增加到1.15bar。
优选地，气动泵的操作取决于由气体分配机构限定的“心率(heart rate)”，以将压力保持在上述极限内。
在这种情况下，系统1的控制通过集成在系统中的传感器以电子方式来执行。
如图1和图2显示，气动泵7安装在第一缓冲罐51和第二缓冲罐52之间。
气动泵7从第一缓冲罐51抽吸气体，并将其注入到第二缓冲罐52中。以这种方式，气动泵7允许第一缓冲罐51保持在大约其低压处，并且第二缓冲罐52保持在大约其高压处。
为了运行，该气动泵7被供应电能。
该泵有利地是叶片泵70。叶片泵是一种容积式输送泵，由定子(固定的)和与定子相切地旋转的转子(活动的)构成。叶片固定在转子上，并且可以在转子壳体中垂直于转子的旋转轴线滑动，以通过离心力与定子壁接触。除了离心力之外，转子可以包括用于使叶片返回到与定子壁接触的位置的机构。
优选地，如图中显示，气动泵7是独有的。
如上所述，气体分配机构6联接到第一人工腔11、第二人工腔12和缓冲罐。具体地，气体分配机构6连接到气体室41、42、第一缓冲罐41和第二缓冲罐42。
气体分配机构6被布置成交替地将气体注入到容纳所述气体的室41、42中和从该室中抽取气体，以确保人工腔的血液循环室中的血液流速的预定值。
换句话说，气体分配机构6(以及缓冲罐)允许容纳所述气体的室41、42的压力被改变，以便由于柔性膜21、22的弹性变形而造成这些室的体积的膨胀或减小。
容纳所述气体的室的体积的重复变化机械地导致血液循环腔室31、32的体积的重复变化。
血液循环室31、32的体积的这种变化还导致这些室内的血压的变化。
因此，通过交替地注入和抽取气体，气体分配机构6通过将血液泵送到血液循环室31、32中并且通过上述注入阀312、321和喷出阀311、322将血液从这些血液循环室31、32中排出来形成血液流动。
优选地，气体分配机构6包括至少一个压电开关和/或至少一个形状记忆开关和/或至少一个电磁开关。
如图1和图2中显示，气体分配机构6包括一个4通2位阀60。阀60可以是导向操作的滑阀60或瓣阀。
事实上，参考图1，分配器60采用了第一位置，在该第一位置，第二缓冲罐52(高压)与第一人工腔11的容纳所述气体的室41和第二人工腔12的容纳所述气体的室42连通。在这种情况下，第二缓冲罐52中的高压气体被注入到容纳所述气体的室41、42中。
在阀60在其第二位置通过之后，如图2中显示，第二缓冲罐52不再与容纳所述气体的室41、42连通，然后所述室与第一缓冲罐51(低压)和气体连通。
根据本实施例，容纳所述气体的室41、42同时与第一缓冲罐51或第二缓冲罐52连通。因此，血液循环室31、32同步地填充和排出血液。
在其他可能的实施例中，阀可以被构造为使血液从血液循环室31、32的填充和排出不同步，和/或在每个人工腔之间以不同的速率执行这些填充或排出。
优选地，第一人工腔11和第二人工腔12、第一气体缓冲罐51和第二气体缓冲罐52、气体分配机构6以及气动泵7形成一件式单元。
用于产生血液循环的系统1还包括用于向气动泵7供应电能的电池和用于安装在腹腔中的气体分配机构6。这种电池通过经皮感应再充电。
如上所述，血液循环产生系统1可以形成全心脏假体。在这种情况下，系统1旨在植入患者的心包腔中。然后，系统1可以用于替代患者的心室(左和右)。因此，第一人工室11和第二人工室12形成双心室模块，其中，第一人工室11的血液流动室31连接到患者的左心房和主动脉，并且第二人工室12的血液流动室32连接到患者的右心房和肺动脉。
全心脏假体的运行周期的一个示例发展如下。
心脏收缩是将血液从血液循环室(人工心室)喷射到血液循环回路C1、C2中。
心脏舒张是将容纳在血液循环回路C1、C2中的血液(来自左心房和右心房的血液)注入到血液循环室31、32中(将血液吸入到人工心室中)。
从心脏舒张到心脏收缩的变化(反之亦然)导致血液流动室31、32中的压力发展的变化(压力的增加和减少)，并且导致注入阀312、321和喷出阀311、322的状态的变化。
从心脏舒张到心脏收缩的转变期间，喷出阀311、322(主动脉瓣膜和肺动脉瓣膜)从关闭状态变为打开状态，并且注入阀312、321(房室瓣膜)从打开状态变为关闭状态。
当从心脏收缩变为心脏舒张时，喷出阀311、322(主动脉瓣膜和肺动脉瓣膜)从打开状态变为关闭状态，并且注入阀312、321(房室瓣膜)从关闭状态变为打开状态。
在心脏收缩的初始状态下，容纳所述气体的室41、42各自具有约为5mL的体积，约为0.107Bar的压力，血液循环室31、32(人工心室)充满血液，阀60已经被切换，并且容纳所述气体的室41、42刚刚被连接到第二缓冲容器52(高压)。
容纳所述气体的室41、42中的压力增加并致使弹性膜21、22的变形。容纳所述气体的室中的压力特别增加到0.160Bar。
血液循环室31、32被排空，并且血液被送到血液循环回路C1、C2(器官和肺)。
在心脏舒张的初始状态下，容纳所述气体的室各自具有约为130mL的体积，约为0.160Bar的压力，血液循环室31、32(人工心室)没有血液(或者处于其最低水平)，分配器已经倾斜，并且容纳所述气体的室41、42刚刚被连接到第一缓冲容器51(低压)。
容纳所述气体的室41、42中的压力下降(然后回到0.107Bar)，并且致使弹性膜21、22的变形，从而导致血液循环室31、32的体积增加。
血液循环室31、32(人工心室)被填满。
根据本发明的系统1被配置成使得血液循环室(人工心室)以恒定压力填充，即平均：
第一人工腔11(左人工心室)的血液循环室为0.012Bar；
第二人工腔12(右人工心室)的血液循环室为0.005Bar。在心脏舒张结束时，则心脏收缩-心脏舒张周期可以重新开始。
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