专利名称：心室辅助装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及心室辅助装置，更详细而言，涉及通过搏出血液而辅助心力衰竭患者的心室功能的心室辅助装置。
背景技术：
对于心室辅助装置(VentricularAssit Device ；VAD)而言，通常在没有内科的治疗效果或难以以外科的开心手术进行治疗时，用于心力衰竭患者。直到移植心脏之前，进行手术从而用于代替心室的功能，或用于通过减少心脏的负担来诱导恢复。在移植心室辅助装置的患者中，大约1/3的患者接受了心脏移植，大约1/5的患者未进行心脏移植就得到了恢复。心脏辅助装置根据移植的部位分为移植式心室辅助装置和体外式心室辅助装置，根据辅助的心脏部位分为左心室辅助装置和右心室辅助装置、以及双心室辅助装置。主要是左心室辅助装置用得较多。而且，心室辅助装置根据工作的能量形态分为气动式和电动式，根据搏出血液的工作器(泵)的形态分为搏动式、离心式、轴流式等。移植式双心室辅助装置可以视为人工心脏，但区别于完全去除自然心脏而仅由人工心脏进行血液循环的完全移植式人工心脏。图1表示了代表性的体内移植式心室辅助装置(美国Thoratec公司的商品名为 HeartMate的产品)。参照图1，心室辅助装置具备连接于左心室的心尖部3的流入导管 4 ；连接于主动脉5的流出导管6 ；以及连接于流入导管4及流出导管6的血液泵7。血液泵 7包括分别连接于流入导管4及流出导管6的血液袋(未图示)；挤压血液袋使通过流入导管4流入并储存在血液袋内的血液通过流出导管6搏出的挤压机(未图示)；以及连接于挤压器的电动马达(未图示)。而且，在流入导管4及流出导管6设置有只容许血液的单向流动的单向阀。电池和控制装置9设置在体外，贯通皮肤并通过电线8与血液泵7连接。 由控制装置9调节血液的搏出，电池向控制装置5及电动马达供给电源。
发明内容
技术课题但是，在如上所述地构成的心室辅助装置中，由于只具备一个血液袋，因此在储存于血液袋内的血液被搏出后，需要经过一定时间，在血液袋内储存血液后才能再次搏出血液。即，若血液袋被挤压，则由于血液袋的容积缩小，血液被流出，但不会流入血液。与此相反，若解除对血液袋的挤压，则由于血液袋的弹性恢复力，血液袋的容积增加，会流入血液， 但不会流出血液。如此，在以前，在时间上交替地发生血液的流入和流出，因此存在血液的流入及流出的方面效率低的问题。并且，在以移植式使用的时候，血液袋在被挤压的前后，产生血液袋的体积变化。 为了因这种体积变化而引起的容积补偿，另外需要容积补偿装置(volume compliance/ volume compensator)或连接于体外的通气管(vent line)。S卩，在血液的搏出以后，为了使血液再次流入血液袋，需要容积补偿装置或通气管，使血液袋再次膨胀。容积补偿装置或通气管会使装置结构变得复杂，尤其通气管成为增加感染的危险性的原因。本发明是为了解决上述各种问题而提出的，本发明的目的在于提供维持血液的搏动性的同时，能够连续地流入及流出血液的心室辅助装置。本发明的另一目的在于，提供结构改善成不需要另外的容积辅助装置或通气管的心室辅助装置。课题解决方案为了达到上述目的，本发明的心室辅助装置包括壳体；一对血液袋，该一对血液袋设置在壳体的内部，且分别形成有与心脏的心室连接而使血液从心室流入的流入口、储存通过流入口流入的血液的内部空间、以及使储存在内部空间的血液流出并与动脉连接的流出口，内部空间的体积能够变化；以及挤压机构，该挤压机构设置在壳体的内部，并交替地挤压一对血液袋，使得在挤压一对血液袋中的一个血液袋时，另一个血液袋膨胀，使储存在被挤压的一个血液袋的血液从一个血液袋流出，并使血液流入膨胀的另一个血液袋。发明效果根据本发明，为了辅助心室功能使用了一对血液袋，因此能够有效地实现血液的流入及流出，维持血液的搏动性的同时，能够实现血液的连续的流入，能够供给较多的流量的搏动性血流。从而，消除瞬间的血液的停滞或时间上的低效率，最终能够有效地增加血液的流量。而且，构成为交替地挤压一对血液袋，因此不需要另外的容积补偿装置或通气管。 从而，心室辅助装置的结构变得简单，大幅提高心室辅助装置的可靠性及耐久性，并且不仅能够减少制造成本，还能够显著地降低感染的危险性。
图1是现有的一例的心室辅助装置的概略设置结构图。图2是本发明的一实施例的心室辅助装置的概略立体图。图3是表示从图2所示的心室辅助装置去除壳体的形状的立体图。图4和图5是表示从图3所示的心室辅助装置去除血液袋的形状的立体图。图6和图7是用于说明图2所示的心室辅助装置的工作过程的概略的局部纵剖视图。图8是概略地表示图2所示的心室辅助装置设置在人体内的情况的立体图。图9是本发明的另一实施例的心室辅助装置的概略立体图。图10是概略地表示图9所示的心室辅助装置设置在人体内的情况的立体图。图11是本发明的又一实施例的心室辅助装置的概略立体图。
具体实施例方式本发明的其他的目的、特定的优点和新颖的特征会通过与附图关联的以下的详细说明和优选实施例更清楚。下面，根据附图详细说明本发明的心室辅助装置的优选实施例。首先，图2至图8表示本发明的一实施例的心室辅助装置。参照图2至图8，本发明的一实施例的心室辅助装置100具备流入连接器10、第一血液袋21、第二血液袋22、流出连接器30、第一流入阀41、第二流入阀42、第一流出阀51、第二流出阀52、挤压机构、马达 70、以及壳体80。流入连接器10由生物适应性优秀的医用高分子材料或金属合金形成。流入连接器10以流入导管14为媒介连接于心脏的心室1，例如左心室或右心室。流入导管14的两端部分别插入心室1及流入连接器10的连接部13。流入导管14由生物适应性优秀的人工血管或医用导管构成。在流入连接器10形成有流入流道(未图示)、第一流出流道11、及第二流出流道 12。流入流道形成于连接部13的内部。流入流道与流入导管14连接，实现血液从心室1流入的通道的功能。第一及第二流出流道11、12相互独立地形成。第一及第二流出流道11、 12分别与流入流道连接。从而，通过流入流道流入的血液能够向第一及第二流出流道11、 12流动。第一血液袋21和第二血液袋22分别由可绕性材料形成，尤其是由柔软、血液适应性良好、耐久性优秀的生物高分子物质、例如医用聚亚安酯等形成。第一血液袋21的内部空间的体积和第二血液袋22的内部空间的体积可以变化。这种体积变化通过第一及第二血液袋21、22被后述的挤压机构加压而实现，根据情况，也可以通过使第一及第二血液袋 2U22的表面积增减的膨胀或收缩实现。第一及第二血液袋21、22的两侧分别敞开。在第一及第二血液袋21、22的内部形成有能够储存血液的空间。第一及第二血液袋21、22各自的一侧敞开部分与第一及第二流出流道11、12连接。通过第一及第二流出流道11、12流出的血液分别储存在第一及第二血液袋21、22内。第一血液袋21包括形成为圆筒形状的第一圆筒部211、和与圆筒部形成一定角度地分别连接于第一圆筒部211的两侧的一对连接部212、213。第二血液袋22形成为与第一血液袋21相同的形状，包括第二圆筒部221和一对连接部222、223。第一圆筒部211和第二圆筒部221配置成相互平行。流出连接器30由生物适应性优秀的医用高分子材料或金属合金形成。流出连接器30以流出导管34为媒介连接于动脉2、流入主动脉或肺动脉。流出导管34的两端部分别插入动脉及流出连接器的连接部33。流出导管34由生物适应性优秀的人工血管或医用导管构成。在流出导管30形成有第一流入流道31、第二流入流道32、及流出流道(未图示)。 第一及第二流入流道31、32相互独立地形成。第一及第二流入流道31、32分别与第一及第二血液袋21、22各自的另一侧敞开部分连接。流出流道形成于连接部33的内部。流出流道与第一及第二流入流道31、32连接。从第一血液袋21或第二血液袋22搏出的血液经过第一流入流道31或第二流入流道32后通过流出流道及流出导管34供给到动脉2。第一流入阀41和第二流入阀42分别设置在流入连接器10的第一流出流道11和第二流出流道12上。第一及第二流入阀41、42是一种单向阀(one way valve)，只容许血液向一侧方向的流动。即，第一流入阀41容许血液从流入流道向第一血液袋21的流动，防止向相反方向的逆流。第二流入阀42容许血液从流入流道向第二血液袋22的流动，防止向相反方向的逆流。第一及第二流入阀41、42由生物适应性优秀的医用高分子物质形成的瓣膜或机械式人工瓣膜或组织瓣膜等构成。
第一流出阀51和第二流出阀52分别设置在流出连接器30的第一流入流道31和第二流入流道32上。第一及第二流出阀51、52是一种单向阀，只容许血液向一侧方向的流动。即，第一流出阀51容许血液从第一血液袋21向流出连接器30的流出流道的流动，防止向相反方向的逆流。第二流出阀52容许血液从第二血液袋22向流出连接器30的流出流道的流动，防止向相反方向的逆流。第一及第二流出阀51、52由生物适应性优秀的医用高分子物质形成的瓣膜或机械式人工瓣膜或组织瓣膜等构成。挤压机构用于交替地挤压第一及第二血液袋21、22，包括挤压器60和马达70。挤压器60用于交替地挤压第一及第二血液袋21、22，从而搏出储存在被挤压的血液袋的血液。尤其是，由于挤压器60挤压第一血液袋21或第二血液袋22，因此血液一直被搏出。即， 挤压器60交替地挤压第一及第二血液袋21、22，使在挤压第一及第二血液袋21、22中的一个血液袋、例如第一血液袋21时，第二血液袋22产生膨胀，从而使储存在第一血液袋21内的血液从第一血液袋21流出，使血液流入膨胀的第二血液袋22内。挤压器60具备第一挤压部61、第二挤压部62、及连接部63。第一及第二挤压部 61、62分别挤压第一及第二血液袋21、22。S卩，如图6所示，在第一挤压部61挤压第一血液袋21时，第二挤压部62不挤压第二血液袋22。如图7所示，在第二挤压部62挤压第二血液袋22时，第一挤压部61不挤压第一血液袋21。如此，第一及第二血液袋21、22根据挤压器60的工作交替地被挤压，因此血液不停地被搏出。第一及第二压缩部61、62的表面形成为相对于第一及第二血液袋21、22鼓起的曲面形状。若第一及第二挤压部61、62的表面形成为鼓起的曲面形状，则有利于完全地搏出储存在第一及第二血液袋21、22的血液。第一及第二挤压部61、62的表面、即与第一及第二血液袋21、22接触的表面分别包括第一及第二鼓起部611、621。第一及第二鼓起部611、621分别沿一个方向、即平行于第一及第二圆筒部211、221的长度方向的方向较长地形成。第一及第二鼓起部611、621相互平行，并且与第一及第二圆筒部211、221也平行。第一及第二鼓起部611、621分别在垂直于其长度方向的任意的平面上的截面形成为鼓起的曲面、特别是半圆形状。第一及第二挤压部61、62可以利用粘接剂等分别固定在第一及第二血液袋21、 22。在第一及第二挤压部61、62不固定于第一及第二血液袋21、22时，即在第一及第二挤压部61、61的表面可能会从第一及第二血液袋21、22脱离时，为了使各血液袋在被挤压时产生的摩擦力最小化，优选在第一挤压部61、第二挤压部62的表面及/或第一血液袋21、第二血液袋22的表面上涂敷医用润滑剂。连接部63配置在第一及第二挤压部61、62之间， 并与第一及第二挤压部61、62连接。马达70用于驱动挤压器60，通过电源工作，可以正反向旋转。马达70的输出轴与减速器75结合。减速器75用于减小马达70的旋转速度，并增加转矩，包括多个齿轮。减速器75的输出轴固定在连接部63的一端部。连接部63的另一端部通过轴承(未图示) 可旋转的被支撑。减速器75的输出轴的中心线在图3和图4中以假想的线表示。若在图6所示的状态，马达70逆向旋转，则挤压机60向逆时针方向旋转，如图7所示地，第二血液袋22被挤压。相反地，若在图7所示的状态，马达70正向旋转，则挤压机60 向顺时针方向旋转，如图6所示地，第一血液袋21被挤压。在本实施例中，可以提供有用于测量马达70的旋转角度的编码器(未图示)。而且，设定预先设定的基准位置、例如将挤压器的基准位置设定在第一及第二血液袋21、22由挤压器产生相同的变形的位置，可以提供用于测量第一及第二挤压部61、62从该设定的基准位置移动的距离的距离测定传感器(未图示)。壳体80与流入连接器10的连接部13及流出连接器30的连接部33 —起形成心室辅助装置的外形。壳体80由刚性优秀且生物适应性良好的高分子材料、例如聚碳酸酯， 或者生物适应性良好的金属合金、例如不锈钢合金或钛合金形成。壳体80由第一壳体部件 81及第二壳体部件82构成。壳体80的内部设置有第一血液袋21、第二血液袋22、挤压器60、马达70及加速器75。在壳体80插入流入连接器10和流出连接器30。在流入连接器10与壳体80之间、 流出连接器30与壳体80之间，为了不形成间隙，利用0形图或硅等进行密封(sealing)处理。若如此地在壳体80不形成间隙，则壳体80内部与外部完全隔离，形成密封空间。此外，心室辅助装置100还具备接收从编码器输出的信号或从距离测量传感器输出的信号来控制马达的旋转量的控制器(未图示)、以无线的方式向马达及编码器或距离测量传感器供给电源的装置(未图示)等。下面，说明如上所述地构成的心室辅助装置100的工作。若马达70工作而使挤压器60旋转，则第一及第二血液袋21、22中的一个血液袋被挤压。例如，若第一挤压部61挤压第一血液袋21，则第一血液袋21的体积减小，第一血液袋21内部的压力上升，从而使第一流入阀41和第一流出阀51分别以闭合、开放第一流出流道11和第一流入流道31的方式工作，因此储存在第一血液袋21的血液通过流出连接器30的流出流道及流出导管34被搏出，向动脉2供给。此时，搏出的血液因第二流出阀52 不会流入第二血液袋22。若挤压器60旋转至规定的角度、例如图6所示的位置，从第一血液袋21的预先设定的体积的血液的搏出结束，则马达70开始逆向旋转，挤压器60向逆时针方向旋转。若挤压器60向逆时针方向旋转，第二挤压部62开始挤压第二血液袋22。若第二血液袋22被挤压，与第一血液袋21被挤压同样地，第二血液袋22的体积减小，第二血液袋22内部的压力上升，从而使储存在第二血液袋22的血液被搏出，通过流出连接器30的流出流道流出。从第二血液袋22搏出血液的同时，血液再次流入并储存在第一血液袋21内。如此地，在第一血液袋21流入血液是因为为了补偿第二血液袋22的体积的减小而在壳体80 内部产生负压。即，由于壳体80的内部空间被密封，且壳体内部空间的体积一直是一定的， 因此若第二血液袋22被挤压，第二血液袋22的体积减小，与第二血液袋22的体积减小的量相应地，在壳体80内部瞬间地产生负压，由所产生的负压，已被挤压的第一血液袋21膨胀。结果，第一血液袋21内部的压力降低，因压力下降，第一流入阀41以开放流入连接器的第一流出流道11的方式工作，因此血液流入第一血液袋21内。另一方面，在第一血液袋21由可弹性变形的材料形成时，对第一血液袋21施加的压力被解除的同时，第一血液袋21弹性恢复到原来的形状，第一血液袋21内部空间的体积增加，血液流入第一血液袋21内。如此地，第二血液袋22被挤压时，血液从第二血液袋22搏出的同时流入第一血液袋21内。若挤压器60旋转至规定的角度、例如图7所示的位置，从第二血液袋22的预先设定的体积的血液的搏出结束，则马达70开始正向旋转，挤压器60向顺时针方向旋转。若挤压器60向顺时针方向旋转，储存在第一血液袋21的血液搏出，血液再次流入并储存在第二血液袋22内。如上所述，在本实施例的心室辅助装置100中，随着马达70的正反向旋转，第一及第二血液袋21、22交替地被挤压从而血液被搏出，由挤压一个血液袋时所产生的负压，血液向另一个未被挤压的血液袋内流入，因此不需要另外的容积补偿机构或连接于体外的通气管。从而，心室辅助装置的结构变得简单，进而能够显著地减少感染的危险性。而且，由于第一及第二血液袋21、22交替地被挤压，血液向未被挤压的血液袋内流入，因此在心室辅助装置100 —直产生血液的流入及流出。由此，可以消除瞬间的血液的停滞或时间上的低效率，最终能够有效地增加血液的流量。另外，由于马达70、减速器75及挤压器60最优地配置在第一及第二血液袋21、22 之间，因此在壳体80内部不存在不必要的空间。由于第一及第二挤压部61、62的表面形成为鼓起的曲面形状，即使使挤压器60旋转最小角度，也能够最大限度地挤压血液袋，因此最终能够使心室辅助装置的大小最优化，可以大幅地有助于作为移植式心室辅助装置的使用。而且，心室辅助装置可以利用贯通皮肤的导管以体外式(extracoporeal)或附着式 (paracoporeal)使用。由于作为马达70的动力传递结构，不需要凸轮、曲柄及齿轮等，而只需要减速器 75，因此可以大幅地减少部件的数量，进而简化了动力传递机构。从而，可大幅提高心室辅助装置100的耐久性或可靠性。由于能够通过利用从编码器或距离测量传感器输出的信号控制马达的工作，因此可以调节第一及第二挤压部61、62挤压第一及第二血液袋21、22的程度。若如此地控制马达，则可以容易地调节挤压一次时搏出的血液量。即，若减小挤压器60的旋转角度，则血液的一次搏出量会减少，若增加挤压器60的旋转角度，则血液的一次搏出量会增加。因此，通过减少一次搏出量并增加搏动数，或者增加一次搏出量并减少搏动数等的方法，可以根据患者的情况灵活地调节搏动数和血液的搏出量。而且，可以将分别从第一及第二血液袋21、 22搏出的血液量调节为不同。本发明的一实施例的心室辅助装置100由电驱动，在以移植式心室辅助装置使用时也不会向体外排出另外的气压管，在使用无线能量信号传输装置时，可以去除贯通皮肤的所有管线。另一方面，本发明的一实施例的心室辅助装置100构成为辅助左心室或右心室的功能，但也可以如图9和图10所示地构成为同时辅助左心室和右心室。本发明的一实施例的心室辅助装置100可以构成为进一步具备缓冲血液袋(未图示)。缓冲血液袋由体积可变化的材料形成，尤其是优选由可以膨胀及收缩的材料形成。缓冲血液袋可以设置在流入连接器10的内部或外部。缓冲血液袋的一侧与心室连接，另一侧与流入连接器10的流入流道连接。血液从心室流入并储存在缓冲血液袋的内部。储存在缓冲血液袋内的血液再次通过流入连接器10选择性地向第一血液袋21或第二血液袋22 流入。缓冲血液袋中满满地填充有血液，随着缓冲血液袋的膨胀或收缩，填充在内部的血液量会增减。缓冲血液袋储存着一定程度的体积以上的血液、即多于正常的一次搏出量的体积的血液，因此起到即使在来自心室的血液流入量暂时减少的非常时期也能够将与之前相同体积的血液供给到血液袋的作用。即，即使从缓冲血液袋流入的血液量减少，多于流入的血液量的血液从缓冲血液袋供给到第一血液袋21或第二血液袋22。由于从缓冲血液袋流出的血液的体积比流入的血液更大，因此缓冲血液袋收缩，其体积减小。如此地，在具备缓冲血液袋时，在来自心室的血液流入减少的非常时期也能够继续搏出相同体积的血液，因此可以大幅提高不产生抽吸(suction)等的问题等装置的稳定性及可靠性。图9和图10表示本发明的另一实施例的心室辅助装置。参照图9和图10，在另一实施例的心室辅助装置IOOa中，在流入连接器IOa相互独立地形成有第一流入流道(未图示)和第二流入流道(未图示)。在流入连接器IOa形成有第一连接部13a和第二连接部13b。在第一及第二连接部13a、1 分别插入有流入导管14。一对流入导管14连接于左心室Ia和右心室lb，还分别与第一流入流道及第二流入流道连接。第一及第二流入流道与第一血液袋及第二血液袋连接。在第一及第二流入流道分别设置有第一及第二流入阀。在流出连接器30a相互独立地形成有第一及第二流出流道(未图示)。在流出连接器30a形成有第一及第二连接部33a、33b。在第一及第二连接部33a、3!3b分别插入有一对流出导管34。一对流出导管34连接于主动脉加和肺动脉2b，还分别与第一及第二流出流道连接。而且，第一及第二流出流道与第一及第二血液袋连接。在第一及第二流出流道设置有第一及第二流出阀。如图10所示，另一实施例的心室辅助装置IOOa是能够同时辅助左心室及右心室的功能的双心室辅助装置(Biventricular assist device)。另一方面，另一实施例的心室辅助装置IOOa构成为第一及第二流入流道形成于流入连接器、第一及第二流出流道形成于流出连接器，但也可以如图11所示地构成为包括形成为中空形状的第一流入管、第二流
入管、第一流出管、及第二流出管。图11表示本发明的又一实施例的心室辅助装置。参照图11，在又一实施例的心室辅助装置IOOb中，第一及第二流入管IObUOc的内部分别起到第一及第二流入流道的功能。第一及第二流出管30b、30c的内部分别起到第一及第二流出流道的功能。第一血液袋分别与第一流入管IOb和第一流出管30b连接，第二血液袋分别与第二流入管IOc和第二流出管30c连接。以上说明的实施例只是说明了本发明的优选的实施例，本发明的权利要求范围不限定于所说明的实施例，在本发明的技术思想和权利要求的范围内，本领域技术人员能够进行各种变更、变形及置换，可以理解为这种实施例属于本发明的范围。
权利要求
1.一种心室辅助装置，包括壳体；一对血液袋，该一对血液袋设置在上述壳体的内部，且分别形成有与心脏的心室连接而使血液从上述心室流入的流入口、储存通过上述流入口流入的血液的内部空间、以及使储存在上述内部空间的血液流出并与动脉连接的流出口，上述内部空间的体积能够变化； 以及挤压机构，该挤压机构设置在上述壳体的内部，并交替地挤压上述一对血液袋，使得在挤压上述一对血液袋中的一个血液袋时，另一个血液袋膨胀，使储存在被挤压的上述一个血液袋的血液从上述一个血液袋流出，并使血液流入膨胀的上述另一个血液袋。
2.根据权利要求1所述的心室辅助装置，其特征在于，上述挤压机构具备马达；以及挤压器，该挤压器与上述马达连接而由上述马达的驱动而旋转，在上述马达驱动时交替地对上述一对血液袋加压。
3.根据权利要求2所述的心室辅助装置，其特征在于，上述马达进行正反向旋转，上述挤压器在上述马达正向旋转时对上述一个血液袋加压，在上述马达反向旋转时对上述另一个血液袋加压。
4.根据权利要求3所述的心室辅助装置，其特征在于，上述挤压器具备在上述马达正反向旋转时分别与上述一对血液袋接触，分别对上述一对血液袋加压的一对挤压部；以及配置在上述一对挤压部之间，分别与上述一对挤压部连接，并与上述马达连接的连接部。
5.根据权利要求4所述的心室辅助装置，其特征在于，与上述一对血液袋接触的上述一对挤压部的表面分别形成为鼓起的曲面形状。
6.根据权利要求4所述的心室辅助装置，其特征在于，上述一对挤压部分别包括鼓起部，该鼓起部沿一个方向较长地形成，在垂直于上述一个方向的任意的平面上的截面形成为鼓起的曲面形状，上述鼓起部与上述一对血液袋接触。
7.根据权利要求4所述的心室辅助装置，其特征在于，在与上述血液袋接触的挤压部的表面或与上述挤压部接触的血液袋的表面上涂敷有润滑剂。
8.根据权利要求4所述的心室辅助装置，其特征在于，上述一对挤压部分别固定在上述一对血液袋。
9.根据权利要求2所述的心室辅助装置，其特征在于，上述挤压机构还包括减速器，该减速器分别连接于上述马达和上述挤压器，将上述马达的旋转力减速而向上述挤压器传递。
10.根据权利要求1所述的心室辅助装置，其特征在于，还具备流入连接器，该流入连接器与上述壳体结合，并形成有与上述心室连接以使血液从上述心室流入的流入流道、及分别连接于上述流入流道并分别与上述一对血液袋的流入口连接的一对流出流道；流出连接器，该流出连接器与上述壳体结合，并形成有分别与上述一对血液袋的流出口连接的一对流入流道、及连接于上述一对流入流道并与上述动脉连接的流出流道；一对流入阀，该一对流入阀分别与上述流入连接器的一对流出流道结合，容许上述血液从上述流入连接器的流入流道向上述一对血液袋流动，并防止逆流；以及一对流出阀，该一对流出阀分别与上述流出连接器的一对流入流道结合，容许上述血液从上述一对血液袋向上述流出连接器的流出流道流动，并防止逆流。
11.根据权利要求1所述的心室辅助装置，其特征在于，还具备一对流入管，该一对流入管与上述壳体结合，分别与上述心室连接以使血液从上述心室流入，并分别与上述一对血液袋的流入口连接；一对流出管，该一对流出管与上述壳体结合，分别与上述一对血液袋的流出口连接，并分别与上述动脉连接；一对流入阀，该一对流入阀与上述一对流入管结合，容许上述血液从上述一对流入管向上述一对血液袋流动，并防止逆流；以及一对流出阀，该一对流出阀与上述一对流出管结合，容许上述血液从上述一对血液袋向上述一对流出管流动，并防止逆流。
12.根据权利要求1所述的心室辅助装置，其特征在于，上述壳体的内部相对于上述壳体的外部密封，上述一对血液袋设置在上述壳体的内部。
13.根据权利要求1所述的心室辅助装置，其特征在于，还具备缓冲血液袋，该缓冲血液袋由能够膨胀及收缩的材料形成，与上述心室连接并在内部储存从上述心室流入的血液，并且以上述储存的血液向上述一对血液袋供给的方式与上述一对血液袋的流入口连接。
14.根据权利要求2所述的心室辅助装置，其特征在于，还具备控制器，该控制器控制上述马达，从而调节从上述一个血液袋流出的血液的体积。
全文摘要
本发明提供通过搏出血液来辅助心力衰竭患者的心室功能的心室辅助装置。本发明包括壳体、一对血液袋、及挤压装置。一对血液袋设置在壳体内部，并分别形成有连接于心脏的心室使血液从心室流入的流入口、储存从流入口流入的血液的内部空间、及使储存在内部空间的血液流出并连接于动脉的流出口，内部空间的体积能够变化。挤压装置设置在壳体的内部，交替地挤压上述一对血液袋，使得在挤压一对血液袋中的一个血液袋时，另一个血液袋膨胀，使储存在被挤压的上述一个血液袋的血液从上述一个血液袋流出，使血液流入膨胀的另一个血液袋。
文档编号A61M1/10GK102481397SQ201080035856
公开日2012年5月30日 申请日期2010年8月11日 优先权日2009年8月12日
发明者李晶灿, 闵丙九 申请人:株式会社莱博哈特