专利名称：心脏搏动辅助系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种医疗装置，特别涉及一种心脏搏动辅助系统。
背景技术：
心力衰竭是各种心脏疾病导致心脏功能不全引起的一种综合症。其原因是心肌收缩力下降导致心脏搏血量不能满足机体代谢的需要，同时血液淤积在心脏使得舒张期心腔内压力升高和心腔扩大，进一步使心肌收缩力下降，加重心功能不全，致使体循环和肺循环血液回流受阻，体、肺循环淤血，引发机体循环功能障碍并出现机体代谢紊乱。发生心力衰竭时，心脏收缩排血能力下降，导致血液存留在心脏中，使心室舒张期压力增加和心腔变形扩大，通常以心尖部扩大变形为著，使得心室膨胀向球形方向发展。这种变化使得心肌氧耗明显增加，心肌收缩效率明显下降。心腔扩大变形到一定程度后，心肌收缩力进一步下降。在此情况下，如果心脏瓣环也随之扩大，则将出现瓣膜返流，瓣膜返流将会加速心脏结构和功能的损害，导致心脏收缩、舒张功能迅速减退和心律失常。恶性心律失常的直接后果常为骤死。因此，增强心肌收缩力、恢复心脏功能性结构和纠正心律失常对心衰治疗极为重要。严重心律失常和心脏结构异常通常是需要机械辅助治疗的终末期心力衰竭患者的特点，因此单纯动力辅助难以完全满足其治疗要求，需要结合纠正心律失常、修复心脏形态和功能结构的装置和方法。心力衰竭的治疗一直是医学关注的重点问题。目前常用心力衰竭治疗手段包括药物治疗、机械辅助和心脏移植。药物治疗是基础治疗手段，主要治疗机理有增强心肌收缩力和减轻心脏负担。增强心肌收缩力药物治疗的共同特点是需要心肌对药物有一定的反应能力，而药物对心肌收缩力增强的程度也有一定限制。减轻心脏负担的药物治疗以牺牲机体代谢需求为代价，而机体正常代谢需求是生命存在和维持一定生活质量的基础，故减轻心脏负担同样是有限度的。同时由于药物作用的非选择性使得治疗常伴有一些局部或全身毒副作用。心力衰竭时心肌严重受损，心肌对药物的反应性下降，组织器官血流量减少和并发代谢障碍使得药物纠正心力衰竭的作用非常有限。终末期心力衰竭患者还因长期接受药物治疗而对药物的敏感性明显下降，为实现治疗效果使用较大剂量药物也使得其毒副作用难以耐受。因此，对于终末期心力衰竭患者药物治疗效果通常不佳。终末期心力衰竭的心脏结构和功能损害通常是不可逆的，外科手术修复和药物治疗的风险极大，收效甚微。由此应运而生的是替代治疗，包括心脏移植、心脏辅助装置和全人工心脏。心脏移植受供体的限制难以满足医疗的需求。建立在人工机械装置基础上的心脏辅助装置和全人工心脏的区别有两个方面一是功能上部分辅助和完全替代心室工作；二是与心脏结合方式上，心脏辅助装置通常与自体心脏同时存在，以并行或串行方式进行动力辅助，而全人工心脏则是在切除自体心室的基础上以人工心室与残留心房结合完全替代心室工作。由于心力衰竭的主要问题是心肌收缩力减退，自体心脏的结构基础尚完整存在，在修复自体心脏缺陷的基础上进行机械辅助治疗成为可以选择的治疗心力衰竭的方法，并逐渐成为临床医学和仿生工程学研究的重点。目前机械辅助治疗心力衰竭的方法多限于以不同驱动和连接方式改良的心脏外旁路辅助循环。例如，图I示出了一种经典的采用隔膜泵动力的心脏外旁路辅助循环方式治疗心力衰竭的原理示意图。参照图1，隔膜泵100植入人体内部但位于心脏101的外部，隔膜泵100的输入端102与心房插管105连接。心房插管105插入心脏101的左或右心房内部。隔膜泵100的输出端经动脉插管103与主动脉104或肺动脉连接。设置在人体的外部的驱动源和控制装置(图中未示出)通过连接管线106与隔膜泵100连接。同时驱动系统经体表电极采集心电信号供驱动装置同步触发。这样，隔膜泵在控制装置的控制下与心脏的搏动同步或异步动作，使血液经插入心房的心房插管·105从左或右心房被泵入到隔膜泵100内，并在隔膜泵内加注动力后经动脉插管103注入到主动脉104或肺动脉。这种采用隔膜泵的心脏外并行辅助循环治疗方式对心力衰竭患者的心脏功能恢复具有一定辅助治疗作用，但其工作效率受引流效果的影响，尤其在同步工作状态效率明显低下，泵体、瓣膜和管腔内易产生血栓，需要抗凝治疗。由于连接心脏和大血管的管道穿出体外，容易移位损伤心脏和大血管导致大出血而使患者的活动受到限制，此类系统辅助治疗时间上限一般不超过三个月。图2示出了另一种传统的采用心脏外旁路循环辅助方式治疗心力衰竭的原理示意图。参照图2，轴流泵200植入人体内部但位于心脏201的外部，轴流泵200的输入端与心室插管202连接。心室插管202从心脏的心尖插入心脏201的左心室内。轴流泵200的输出端经人工血管203与主动脉204相连。设置在人体外部的驱动源和控制装置(图中未示出)通过连接线205与轴流泵200连接。轴流泵200在控制装置的控制下使血液从左心室经心室插管202引出，经轴流泵200加注动力后经人工血管203注入主动脉204。这种辅助治疗系统所产生的血流形式为非搏动的平直血流，人体自身心脏搏血产生的脉动血流叠加在辅助治疗系统产生的平直血流上形成搏动血流。因此该辅助治疗系统的工作基础是自身心脏必须具有一定的搏血能力，以维持波动血流的灌注。一旦心脏功能恶化，自身搏血能力下降以至心室收缩力不能克服轴流泵辅助系统形成的主动脉压力，则心室停止排血，动脉血压完全表达为非搏动压力，生命难以维持。另外，轴流泵系统高转速大流量运行时对血液有形成分的破坏性较大，不适合生理需求，而且难以维持长时间使用。目前所用心脏辅助装置均不具备有效与心脏搏动同步工作的能力；不具备完全模拟心室腔内生理压力序相辅助心脏的能力；不具备植入心室协助修复心脏形态和修复室间隔穿孔的能力；更不具备纠正心律失常的能力。
发明内容
为解决上述问题，本发明提供一种可植入心室内部、能完全与心脏同步搏动工作、用于辅助心脏搏动做功以治疗心力衰竭的心脏搏动辅助系统。本发明心脏搏动辅助系统，其中，包括心室容积调节装置，用于调节心室容积；同步装置，同步装置的传感器连接至心脏，用于采集心室收缩信号；
控制装置，用于接收同步装置采集的心室收缩信号，并控制所述心室容积调节装置在心室收缩时同步减小心室的容积，其中，所述心室容积调节装置包括如下结构圆盘状基座固定在心室的心尖端,所述基座的中心固定有无刷直流电机，所述电机中心的转子上设有轴向通孔，所述轴向通孔带有内螺纹，驱动螺杆与所述内螺纹啮合，隔膜的周边与所述基座的边缘密封结合，所述隔膜的内侧面中心设有驱动盘，所述驱动盘的下表面与驱动螺杆的顶端固定在一起，所述基座的下侧固定有半椭球形底壳；所述电机连接至所述控制装置和电源。本发明心脏搏动辅助系统，其中所述驱动盘下表面上连接有若干向下延伸的引导杆，每个所述引导杆都穿过位于所述基座上的引导孔。本发明心脏搏动辅助系统，其中所述引导杆上还设有引导杆运动位置传感器，弓丨导杆运动位置传感器连接至所述控制装置，所述引导杆运动位置传感器用于当所述引导杆 运动至所述引导杆运动位置传感器所处的位置时发出信号，以控制所述引导杆运动的起止界限和所述引导杆的定位。本发明心脏搏动辅助系统的心室容积调节装置体积小，可植入心室内部，能完全与心脏同步搏动工作，可以用于辅助心脏搏动做功以治疗心力衰竭。本发明心脏搏动辅助系统具备有效与心脏搏动同步工作的能力；具备完全模拟心室腔内生理压力序相辅助心脏的能力；具备植入心室协助修复心脏形态和修复室间隔穿孔的能力；具备纠正心律失常的能力。
图I示出了一种当今经典的采用气动隔膜泵为动力的心脏外旁路辅助循环方式治疗心力衰竭的原理示意图；图2示出了另一种当今流行的采用轴流泵为动力的心脏外旁路辅助循环方式治疗心力衰竭的原理示意图；图3是本发明心脏搏动辅助系统的第一种实施例的心室容积调节装置在扩张状态下的示意图；图4是支撑网的示意图；图5是图3所示的心室容积调节装置在回缩状态下的示意图；图6是第一种实施例的心室容积调节装置在心脏舒张(心室容积调节装置回缩)状态下示意图；图7是第一种实施例的心室容积调节装置在心脏收缩状(心室容积调节装置膨胀)态下的示意图；图8是心脏搏动辅助系统的第一种实施例的结构示意图，其中心脏处于舒张期，心室容积调节装置处于回缩状态；图9是设置在左右心室外膜面的心脏形态保持装置的示意图；图10是第二种实施例的心室容积调节装置在心脏收缩期呈扩张状态下的示意图；图11是第二种实施例的心室容积调节装置在心脏舒张期呈回缩状态下的示意图；图12是心脏搏动辅助系统的第二种实施例的结构示意图。
具体实施例方式下面详细描述本发明的实施例，下面参考附图描述的实施例旨在解释本发明，而不能解释为对本发明的一种限制。第一种实施例参见图8，本发明心脏搏动辅助系统，包括心室容积调节装置10，该心室容积调节装置10整体植入患有心力衰竭的患者的心室内部，用于调节心室容积； 同步装置27，同步装置27的传感器连接至心脏，用于采集心室收缩信号；同步装置27内设有自动除颤装置和同步化治疗装置，自动除颤装置和同步化治疗装置的输出端连接至心脏；控制装置26，用于接收同步装置采集的心室收缩信号，并控制心室容积调节装置10在心室收缩时同步减小心室的容积。控制装置26、同步装置27都可以采用现有的相关技术。图3是本发明的第一种实施例的心室容积调节装置10在心脏收缩期呈扩张状态的示意图，图5是心室容积调节装置10的可伸缩装置12在心脏舒张状态下回缩至支撑装置11内的示意图。心室容积调节装置10包括如下结构与心室的内部形状相适应的凹形支持装置11固定在心室内，例如植入左心室之心室容积调节装置10的支撑装置11为半椭球体，以植入心室内并与心室心尖部的内壁保持良好接触并以外科方式固定。支持装置11内侧设有囊状的柔性可伸缩装置12，可伸缩装置12全部或部分地容纳在支撑装置11内，并具有可从支撑装置11扩张出来的扩张状态和从扩张状态向支撑装置11内回缩的回缩状态，以与心脏的搏动同步地、周期性地改变心室内容积和压力。可伸缩装置12的下端设有与可伸缩装置12内腔连通的管道20，管道20穿过支持装置11和心室壁后连接至动力装置25(图8)，动力装置25连接至控制装置26。该心室容积调节装置10的驱动介质为气体或液体，即通过动力装置25提供的动力驱动介质进出可伸缩装置12进行伸缩。动力装置25的驱动力迫使驱动介质进入可伸缩装置12内部，推动可伸缩装置12由支撑装置11内向外扩展；负相驱动力将驱动介质吸出，可伸缩装置12受负压作用向支撑装置11内回缩。动力装置25可以是气压或者液压式的，并通过动力管道将气压或者液压动力传输到设置在心室内的心室容积调节装置10，驱动心室内的心室容积调节装置10与心脏同步工作，补偿心脏收缩做功和促进心室舒张充盈，实现改善心脏功能之目的。动力装置内部含有能维持心脏搏动辅助系统供电的不间断电源。在可伸缩装置12上与管道20连接的开口 13外设有防堵塞网14，以防止可伸缩装置12回缩时贴壁堵塞驱动介质进出的管道20的开口。适合于制造过防堵塞网14的材料例可以选择如nitinol(镍钛诺)、硅酮、医用聚氨酯之类的生物相容性材料。开口 13的直径例如为10-12mm,管道20长度可以为18_22mm,以使心室容积调节装置植入心脏时,管道20能够穿过心肌壁与来自于动力装置25的动力管道连通。管道20可以由钛合金、医用硬质聚氨酯或医用硅胶等材料制成。本实施例中支持装置11内含柔性支撑网15，图4示出了支撑装置11的示意图。支撑网15作为整个心室容积调节装置的非动作部分的主要支撑结构，用于为可伸缩装置12的动作提供支撑，保证可伸缩装置12的定向运动；并具有一定的刚性和柔性，保证与心室壁可靠地接触，以利于外科手术固定。另外，支撑网15在一定条件下可以收缩成管状结构，以便于手术人员通过在心脏的心尖处切口将收缩成细管状的支撑网15和回缩在支撑网15内的可伸缩装置12—同输送到心室内，并使支撑网15达到预定的位置后释放展开以和心室壁接触。适合于制造支撑网15的材料例如可以是钛镍记忆合金(例如镍钛诺)、PTFE (聚四氟乙烯)、医用纤维、医用聚氨酯、医用聚碳酸酯之类的生物相容性材料、特别是血液相容性材料。为了适应患者心室壁的形状，支撑网15展开时的高度和上部开口的直径例如可以分别为20,22. 5，25，27. 5，30mm和35、40、45、50、55、60mm。但本发明不局限于此，可以根据患者心室壁的形状，临时定制具有其它尺寸的支撑网15。
以植入左心室的心室容积调节装置为例，展开情况下的可伸缩装置12为椭球体的柔性内囊16，内囊16为由多层医用聚氨酯和硅胶等医用高分子材料一次成型制成的有底部开口的椭球体。本实施例中，内囊16包括三层结构，即作为内囊与驱动介质接触的内层17、起强度支撑作用的中层18和用于接触血液的外层19。但也可以选择使内囊16具有一层或者两层、甚至更多层；所用材料也可选择同种或异种生物材料，以及生物材料结合医用高分子材料或金属材料。总之，只要保证囊16具有气密性、可伸缩性、抗屈挠性、与相应界面的理化稳定性和生物相容性即可。根据工作目标心腔的几何尺寸，该内囊16的长轴长度设计为35、40、45、50、55和60mm，短轴的长度设计为30、35、40、45、50和55mm。但本发明不局限于此，可以根据患者心室的形状定制具有其它尺寸的内囊16。管道20可以通过从内囊16的囊壁一体向外延伸形成，以与动力装置的连接通道连通(下文将要详细描述)。内囊16的下部与支撑网15紧密接触后，通过在支撑网15和与之接触的内囊16的下部均匀涂覆医用聚氨酯膜，使支撑网15与内囊16的下部牢固接触，并增加内囊16的下部的强度和与心室壁组织的生物容性，聚氨酯膜的厚度约为30(Γ500 μ m。心室容积调节装置10还可用于加强心室壁、协助心室成形、防止附壁血栓和封闭室间隔穿孔。参见图7当心脏收缩期间，可伸缩装置12从支撑装置11内膨出进入扩张状态，降低了心室储存血液的有效容积和增加心室内压力，从而使心室内更多的血液被挤压到动脉中，辅助性地提高了心脏的泵血能力，增大了体循环和肺循环的血液流量，从而改善患者的循环功能。舒张期可伸缩装置12向支撑装置11的凹型结构回缩，使心室腔容积扩大和压力下降，促进舒张期血液回流，减轻体肺循环瘀血。因此，本发明的心室容积调节装置对心力衰竭具有一定的治疗作用，甚至具有完全的治疗作用。本发明的心脏搏动辅助系统还包括如图9所示的心室形态保持装置28，该保持装置具有与心脏左右心室的外部形状相匹配的网状凹形结构，以例如通过具有生物相容性的外科缝合线结合到左右心室的外部。这样，保持装置28包覆在心室外膜面，以使心室不会随着心力衰竭的恶化或者因为心室容积调节装置扩展时的正压而发生进一步扩大变形。特别是，在衰竭心脏处于极度收缩无力状态下，这种保持装置28可以防止由于心室内的心室容积调节装置10在心脏收缩期间扩张时心室发生大面积矛盾运动而过度膨胀，从而进一步提高心室容积调节装置10的辅助效率。在一种实施例中，保持装置28可以是网状约束罩，并且由与制造上述支撑网的材料相同的具有一定应力能力的生物相容性材料制成。保持装置28的心尖部设有开口，以使心室容积调节装置10的管线穿过。另外，也可以在植入心脏内部的心室容积调节装置10和保持装置28上设置用于检测心脏功能和心室容积调节装置10工作情况的传感器，例如用于检测心电信号的传感器、用于检测血氧饱和度的传感器、用于检测心腔内压力的传感器、用于检测静脉压力的传感器、用于检测心室的容积的传感器、用于检测心室容积调节装置内压力的传感器和用于检测心室容积调节装置10伸缩距离或容积的传感器等等。这些传感器产生的信号可分别传输到同步装置27和/或者控制装置26。同步装置27根据这些传感器36的检测信号，判断是否需要自动除颤和启动同步化治疗，并同时按预定的程序产生同步参照信号，控制装置26根据同步参照信号按预定程序控制动力装置25工作。在保持装置28上设有多个用于检测心脏的工作情况的传感器和心外膜面除颤电 极36等。除颤电极36根据来自于自动除颤装置感应到的室颤心电信号后对心脏进行体内自动放电除颤，以维持心脏电兴奋和机械运动的协调，有利于心室容积调节装置10维持与自体心脏动作有效同步。当心脏各腔室运动出现明显不同步时，同步装置自动启动同步化起搏治疗，使心脏各腔室运动同步，同时保障心室容积调节装置10与心脏同步工作。动力装置25、控制装置26、同步装置27以及显示心脏功能和心室容积调节装置10工作状态的显示器等设置在人体外部，并在本发明中统称为外部装置。这些外部装置与设置在心室容积调节装置10上的传感器、设置在保持装置28上的传感器、以及设置在保持装置28上的除颤电极36通过导线电连接。优选地，这些导线可以设置在动力管道29的内部和/或外部，这样可使各种导线与动力管道29 —起进出人体。另外，这些传感器可以通过无线方式与外部装置电连接。由控制装置26根据患者心率、血压和代谢需求调节心室容积调节装置10每次扩张时搏动的辅助容量和时程，而心脏舒张期间，由控制装置26根据患者心率、心室内压和静脉压调节心室容积调节装置10回缩的速率、时程和容积。上面描述了本发明的心脏搏动辅助系统包括一个心室容积调节装置10的实施例。虽然图中示出了心室容积调节装置10植入在左心室中，但本领域的技术人员可以理解，也可以将该心室容积调节装置10植入在右心室中。进一步地，也可以分别在左右心室中同时植入一个本发明的心室容积调节装置实现双心室辅助。如果以本发明的心室容积调节装置实施双心室同步搏动辅助，当辅助容积达到一定范围，即单纯心室容积调节装置产生的搏血量能维持足够血压，能满足人体生理状态下循环需要，即可认为实现全人工心脏等同的效果和概念。第二种实施例第二种实施例与第一种实施例相比，变化的部分仅有心室容积调节装置，图10和11是第二种实施例中的心室容积调节装置的示意图。第二实施例的心室容积调节装置50为电动装置，即动力装置小型化后植入体内，通过外部提供的电力进行伸缩。参见图10，心室容积调节装置50包括如下结构圆盘状基座52固定在心室的心尖端，基座52的中心固定有无刷直流电机54，电机54中心的转子上设有轴向通孔，轴向通孔带有内螺纹，驱动螺杆55与内螺纹啮合，隔膜53的周边与基座52的边缘密封结合，隔膜53的内侧面中心设有驱动盘56,驱动盘56的下表面与驱动螺杆55的顶端固定在一起,基座52的下侧固定有半椭球形底壳51 ;电机54连接至控制装置26。驱动盘56下表面上连接有若干例如(2个、3个或者4个)向下延伸的引导杆57，每个引导杆57都穿过位于基座52上的引导孔。引导杆57上还设有引导杆运动位置传感器571，引导杆运动位置传感器571连接至控制装置26，引导杆运动位置传感器571用于当引导杆57运动至引导杆运动位置传感器571所处的位置时发出信号，以控制引导杆57、隔膜53运动的起止界限和引导杆57、隔膜53的定位。基座52可以由例如钛合金(例如nitinol(镍钛诺))制成。电机54可以在控制装置26的控制下依规定速度正向或者反向旋转。驱动螺杆55与电机54螺纹啮合并将电机54的旋转运动转换成直线运动，以使驱动螺杆55在电机54的驱动下以一定速度直线运·动。在驱动螺杆55驱动驱动盘56往复直线移动时，多个引导杆57也在各自引导孔内往复移动，从而确保了驱动盘56移动时的稳定性。隔膜53的构造和材料可以与第一实施例的囊16相同，这里不再赘述。底壳51、基座52和隔膜53形成与心室内的血液、心肌和周围组织隔离的密封结构。当通过心脏心尖部的切口将心室容积调节装置50基座以上的部分放置到心室内之后，基座52的外缘通过手术缝合固定在心尖部切口处心肌边缘。底壳51及所含之内容位于心脏外的体腔内。各种导线由胸壁隧道和皮肤截口引出于体外与控制装置26和电池连接。参见图10，当将第二实施例的心室容积调节装置50植入到心室内之后，伴随着心脏的收缩，电机54正向转动，带动驱动螺杆55和驱动盘56向上移动，从而驱动隔膜53向上展开。由于心脏本身的收缩和隔膜53的扩张，使心腔内容积缩小和心室内的血液压力上升，驱使血液经心脏的半月瓣进入主(肺)动脉，进入体、肺循环。此时，位于下部的底壳51与心尖部的心室壁密切接触，而不损害局部心室壁的组织，由此提供整个心室容积调节装置50与心室壁之间的固定基础和动作支点，以保证隔膜53向上定向运动。图11所示为心脏舒张期间隔膜53向下回缩的回缩状态。伴随着心脏的舒张，隔膜53在驱动组件的驱动下大致向下收缩到基座52附近，促进血液经心脏的房室瓣回流到心室内。同步装置27小型化后植入体腔内或皮下，通往心脏导线分别经静脉至心腔或直接至心表的整合在保持装置28上的电极或传感器、通往控制系统的导线经电机导线之胸壁隧道和皮肤截口一同引出至体外。电机54的电源也可以合并在控制装置中。可充电电池60和控制装置26小型化后由病人随身携带。控制装置和电源也可放置在人体内部，以无线方式充电。另外，采用本发明的心室容积调节装置治疗心力衰竭，心室内的血液只是和心室容积调节装置的隔膜外表面接触，而本发明所包括的心室容积调节装置的隔膜具有极好的生物相容性，而不是象传统的体外循环或心脏外旁路循环方式治疗心力衰竭那样血液要流经血泵和管道，因此，本发明的心室容积调节装置最大限度地降低了对血液生物性能的破坏，从而维持了血液的活性。以上的实施例仅仅是对本发明的优选实施方式进行描述，并非对本发明的范围进行限定，在不脱离本发明设计精神的前提下，本领域普通工程技术人员对本发明的技术方案作出的各种变形和改进，均应落入本发明的权利要求书确定的保护范围内。
权利要求
1.一种心脏搏动辅助系统，其特征在于，包括 心室容积调节装置(50)，用于调节心室容积； 同步装置(27)，同步装置(27)的传感器连接至心脏，用于采集心室收缩信号； 控制装置(26)，用于接收同步装置采集的心室收缩信号，并控制所述心室容积调节装置(10)在心室收缩时同步减小心室的容积，其中， 所述心室容积调节装置(50)包括如下结构 圆盘状基座(52)固定在心室的心尖端，所述基座(52)的中心固定有无刷直流电机(54)，所述电机(54)中心的转子上设有轴向通孔，所述轴向通孔带有内螺纹，驱动螺杆(55)与所述内螺纹啮合，隔膜(53)的周边与所述基座(52)的边缘密封结合，所述隔膜(53)的内侧面中心设有驱动盘(56)，所述驱动盘(56)的下表面与驱动螺杆(55)的顶端固定在一起，所述基座(52)的下侧固定有半椭球形底壳(51);所述电机(54)连接至所述控制装置(26)和电源(60)。
2.根据权利要求I所述的心脏搏动辅助系统，其特征在于所述驱动盘(56)下表面上连接有若干向下延伸的引导杆(57)，每个所述引导杆(57)都穿过位于所述基座(52)上的引导孔。
3.根据权利要求2所述的心脏搏动辅助系统，其特征在于所述引导杆(57)上还设有引导杆运动位置传感器(571)，引导杆运动位置传感器(571)连接至所述控制装置(26)，所述引导杆运动位置传感器(571)用于当所述引导杆(57)运动至所述引导杆运动位置传感器(571)所处的位置时发出信号，以控制所述引导杆(57)运动的起止界限和所述引导杆(57)的定位。
全文摘要
一种心脏搏动辅助系统，包括心室容积调节装置，用于调节心室容积；同步装置，同步装置的传感器连接至心脏，用于采集心室收缩信号；控制装置，用于接收同步装置采集的心室收缩信号，并控制所述心室容积调节装置在心室收缩时同步减小心室的容积。所述同步装置内设有自动除颤装置和同步化治疗装置，所述自动除颤装置的除颤电极连接至心脏，所述同步化治疗装置的起搏电极植入心腔。本发明心脏搏动辅助系统的心室容积调节装置体积小，可植入心室内部，能完全模拟心室压力容积变化规律与心脏同步搏动工作，可以用于辅助心脏搏动做功以治疗心力衰竭、心室成形和修复心室间隔穿孔。
文档编号A61M1/12GK102872486SQ201210408590
公开日2013年1月16日 申请日期2009年10月23日 优先权日2009年10月23日
发明者杨碧波 申请人:杨碧波