正位的全人工心臟的製作方法
2023-08-05 06:03:51 2
專利名稱：正位的全人工心臟的製作方法
新補充的專利說明本新補充的專利是主專利公開的發明對象的新的變形。
這是基於為全人工心臟提供變形以解決晚期心臟病患者的問題。所有這些新的變形僅代表已於1999年8月3日的主專利25640號中公開的目標，所述的主專利把供血腔室的出口路徑或者說出口通道進行了變換。
現在全人工心臟(TAH)被當作心力衰竭的極端情況下的一種改進。當代的這類裝置包括使用不同的模式。另外，還使用著局部循環的輔助裝置，一般地稱為左心室輔助系統(LVAS)。
在極端的血液動力學衰竭的情況下，這些裝置當前用作心臟移植的過渡。這些裝置在患者等待適當的供體時保持患者生存，防止由於血液動力學病變的進行性惡化引起的嚴重全身性損害，以後在患者進行心臟移植時，危及其它器官的成活能力。
但是當代全人工心臟卻存在問題。儘管這些裝置能夠在極端的條件下保持患者存活，卻不能夠為患者提供可接受的生活質量。
最重要的是，由於當代裝置的尺寸與縱膈內部可為現有模件提供的空間之間的不一致性，也就是所謂缺乏解剖匹配性，許多這樣的裝置不是把人工心室以及其運轉所必需的其它元件正位地安置。數個元件安置在體外，而位於人體內和體外的部件的耦連穿過皮膚。出現了一些病理現象，諸如局部感染，以後又轉變為更嚴重的感染、上行性感染、皮膚潰瘍，對患者及其生活質量造成許多問題。其局限性的一個例子是患者需要連接到一個氣動控制臺。另外，由於把這些部件安置在胸外，在手術中增加了風險和問題；它還引起手術併發症及術後護理問題，諸如出血、血腫、感染和壓迫。
而且由於胸內提供的空間減少，一些當代的裝置沒有足夠的尺寸產生良好的舒張末期容量。因此，往往是為了達到充分的血流速度，這些裝置訴諸於顯著地增加心率，增加心率的結果造成由於血流線速度引起的附加湍流。這種情況可能引起較嚴重的血液學併發症，諸如溶血和出血並且引起製造這些裝置的材料迅速退變。綜上所述，極為迫切地需要較好地利用縱膈內部的可得空間以達到顯著增加舒張期血容量。
與當代裝置有關的另一類血液學併發症是血栓形成和栓塞。在一些這樣的裝置中經之流通血液的腔體內壁有一些區域帶有鬱滯、交角及其表面的不同材料之間交界以及在這些材料之間的縫接，所有這些都產生了非常高的栓塞風險。
上述的人工裝置存在有止血方面的併發症諸如出血，這是因為血液不得不流經在每端都有許多接縫的剛性假體管長迴路。這些人工假體管路不能夠像天然血管那樣以反射的方式對增加血流速度的需要作出響應，也就是說不能夠例如通過極大地增加其直徑作出響應。這種缺乏性引起血壓較大地上升，這進一步加大上述接縫的壓力，使得當代的全人工心臟在較嚴峻的條件下工作。
這些裝置的另一個重要問題是其補償肺循環和體循環生理上應對的不同血容方面的局限性。為了緩解這種情況，外科醫生不得不在植入手術過程中在兩個循環之間製造某種連通，一般地是在心房間造成通路。然而手術創口的大小，特別是這種方法的總體效果，往往是有爭論的，因為經常出現體循環或者肺循環血液動力性充血。
因此，現在一直需要一種沒有常規的人工心臟的伴隨缺點的人工心臟。
一個前向的出口，用於血液流出所述的左血腔，所述的前向出口大致位於左入口的右上方，所述的前出口具有用於附著到主動脈的裝置，所述的前出口要麼包括，要麼鄰接主動脈瓣，所述血腔之間的空間安排是這樣的，當它們同時完全擴張的時候，右血腔的一部分(即投影到胸前壁的，並且與左血腔的相應部分在胸前壁的投影吻合的部分)在左血腔的所述相應部分的後方。
特別是，本發明的人工心臟含有兩個人工心室或者稱血腔的組合，每個人工心室各有入口和出口。從右心房進入的血液經右入口流入右血腔然後經後出口流出右血腔。從左心房進入的血液經左入口流入左血腔然後經前出口流出左血腔。
兩個血腔、入口和出口的獨特的空間安排給予本發明對利用手術摘除天然左右心室和手術釋放兩大血管即肺動脈主幹和主動脈之後的縱膈內部可得空間以極大的改善。本發明的一個重要優點在於放在後面的出口，它放在入口的後面上方。這個特殊的安排使得能夠利用兩心房上方的可得空間泵血，這個空間在其它情況下是得不到利用的。這種安排把後出口放在一般地由主動脈起始段佔據的空間。從這個天然的後面位置起主動脈向上走行然後向前向右出前縱膈。前出口大致在同一高度放在後出口前方，朝向後出口的前方。因此，手術釋放主動脈和肺動脈主幹的下段並且相對其前後位(方向)移位連接到其對應的出口。如果需要另外的空間，將切除這兩大血管的起始段然後把兩個出口放在較高的位置，緊靠位於右肺動脈和主動脈升部中段高度的平面。
本發明的另一個重要優點在於放兩個血腔雙方的形狀和位置，這使得能夠非常好地利用縱膈內的可得空間。在其充分擴張的位置，兩個血腔都達到前胸壁。右血腔為細長形狀，基本上向上向後。左血腔為細長形狀，基本上向上向右。主動脈在其向上的路段上於與右肺動脈交叉處佔據前面的位置。因此通過把出自右心房進入肺動脈主段的血液通道保持到出自左心房進入主動脈的血液通道的後面，能夠極好地利用縱膈內的可得空間。天然的心室中體循環和肺循環通道不符合這個要求，而全人工心臟領域的在先技術也沒有對之加以改變。本發明改變了這樣的排列，把右血腔總放在左血腔的後面，這時它們在前胸壁上的投影吻合。如此辦理本發明能夠利用可得空間泵血而不僅僅是把血液經人工管路輸送到既定目的地。
通過把出口放置到接近通向大血管的瓣膜處，本發明中進一步地增加了可用於泵血的空間。因此，由於構成本發明的不同部件的所述安排，血腔在縱膈中提供的泵容量實際上比在先技術得到要高。
較好地利用縱膈內的可得空間，使本發明的人工心臟有較高的舒張末期容量，以此方式得到足以達到可接受血流速度的較大射血量，而不必顯著地提高心率，並且從既降低了溶血又減少了運動部件的機械磨損。
而且，在本發明的優選實施例和某些變形中，該正位全人工心臟可以完全地安置在縱膈內，也就是血腔、驅動裝置，例如擠壓機構、能源等可以完全地安置在縱膈內。以此方式，本發明可以是集成的，「一體化」系統。
本發明的極好的空間利用用於至少兩個目的a)把全人工心臟的驅動裝置放在縱膈內部；b)增大每個血腔的舒張期容量。這種新型設計實現了醫學界對於全人工心臟必須在解剖上匹配縱膈的可得而有限的空間的基本需要。
由於本發明的全人工心臟的不同結構布局，進行了以下的重要改進
1.把出自右心房進入肺動脈主段的血液通道保持到出自左心房進入主動脈的血液通道的後面。
2.人工心室的流出道放置得較靠近要充灌的循環系統，從而不需要假體管路達到對應動脈。
3.人工心室在縱膈內放置在較高的位置。
4.在本發明的優選實施例和某些變形中，兩個外部擠壓腔和能源也都安置在縱膈內部。
因此，如果需要，可以通過切除在動脈幹的起始段方便地產生附加的空間。
本發明的一個血液動力學和血液學的重要優點是，通過把血腔的出流放在體循環和肺循環血管區，這些血腔的出流處不再需要使用假體管路。這個特點為本發明提供了直接與血管系統連接的重大優點通過天然血管對加大血流響應以血管舒張的自主反射反應。因此，不需要增加壓力得到較大的血流，從而降低了對血腔壁的壓力，也減少了湍流和相關的液體剪切應力，所述這些都極大地降低了續後的引起血細胞及全人工心臟本身壽命縮短的損害。
本發明的人工心室是一種一體化的血腔，有兩個抗血栓生成的特性，就是其形狀及其與血液接觸的表面。所述的血腔是上向的細長形狀，沒有鬱滯區域，沒有交角，也沒有不同類材料之間的交界；它們之間也也沒有縫接。
本發明的另一個優點是血腔的抗血栓生成的壁。這些內壁由生物表面製造，軟而有韌性，它們保護血球和紅細胞不受細胞損傷，從而避免溶血。另外，在本發明中，因為通過均勻分布並且近乎同心的力的作用下泵血，還因為血腔是細長且由無交角、交界或縫接的單一材料製造的，並且在血腔的流出道沒有假體材料或者說或多或少固定直徑的管路，所述降低了細胞損傷。
本發明的又一個優點還為每個血腔提供獨立的排血量變化。這種對每個血腔獨立地處理容積流量率使之能夠補償經肺循環與體循環的血流循環的不平衡。這兩個循環系統之間的生理區別和分流，將以不需要創建外科旁路的方式加以補償。
還提供了一種本發明的改進，其中以轉向了的出口路徑，血腔的組裝例如用只把一個正位的人工血腔放在左心室的不工作的腔內進行，而另一個天然血腔保持在所述的該需要不工作的心室的所有心肌旁，包繞此正位的人工血腔，並且作為此正位人工心臟變形的功能支持。這種只有一個正位人工血腔的變形使得我們能夠利用大部分的天然血腔，利用其較小的空間及其生物能。
本發明的其它目的及其伴隨優點將在以下的說明中給出，或者可以從實踐或使用本發明了解。藉助於權利要求書中特別是指出的裝置、特徵和/或其組合可以實現和得到這些目標和優點。應當理解以上的一般說明和以下的詳細說明僅是舉例性和說明性的，不能視作對權利要求書所述的本發明的限制。
圖1人類的體循環—肺循環系統的示意圖。
圖2本發明的電—液壓變形的優選實施例的示意圖。
圖3本發明的電—液壓變形的優選實施例的前視圖，植入在人的體循環—肺循環系統中，其中大血管的起始段被切除了。
圖3A，圖3的細化，示出本發明的優選實施例的前視圖，處於血腔的舒張位、或者說充血位，驅動裝置植入在人的體循環—肺循環系統中，其中大血管的起始段被切除了。
圖3B，圖3的細化，示出本發明的優選實施例的前視圖，其中所示為血腔的射血位，或者說是排空位。
圖3C，示出本發明的電—液壓變形，其中擠壓效果由兩個植入在人的體循環—肺循環系統中的橫向運動表面產生，植入處切除了大血管的起始段。
圖3D，示出本發明的氣動變形，其中擠壓效果通過在外部的擠壓腔內引入擠壓流體產生，所述擠壓腔有半剛性的壁。
圖4是本發明的血腔的內前視圖，見於射血位或者說排空位。
圖5是本發明的血腔的內前視圖，見於舒張位或者說充血位。
圖5A是本發明的血腔的內右側視圖，見於舒張位或者說充血位。
圖6是本發明的電—液壓變形的外部擠壓腔的上、後左側視圖。
圖6A，圖6的細化，是本發明的外部擠壓腔的上、後左側視圖。
圖6B是本發明的電—液壓變形的外部擠壓腔的上、後左側視圖，示出運動表面的位移。
圖7是本發明的電—液壓變形的外部擠壓腔的右側視圖。
圖7A，圖7的闡明，是本發明的電—液壓變形的外部擠壓腔的右側視圖。
圖7B，是本發明的電—液壓變形的外部擠壓腔的右側視圖，示出運動表面的位移。
圖8，在手術切除主動脈和肺動脈主幹的起始段前後主動脈和肺動脈主幹的圖示對比。
圖8A，在手術切除主動脈和肺動脈主幹的起始段前後手術摘除兩心室後所創建的空間的圖示對比。
圖8B，由切除大血管的起始段創建的游離空間視圖。
圖9，本發明的優選實施例的擠壓機構運動表面視圖。
圖10，本發明的電—機械變形的前視圖，示出直接作用在血腔上的擠壓機構。
圖11，圖10中的A-A1截面的上部視圖，在此示意出兩個橫向運動表面組件。
圖12，本發明的另一個電—機械變形的前視圖，示出直接作用在血腔上的獨立的雙擠壓機構。
圖13，圖12中的B-B1截面的上部視圖，在此示意出兩個橫向運動表面組件。
圖14，只有一個正位人工血腔的變形。在瓣膜平面處剖開。
本發明的詳細說明現在作為非限制性的模式和當前對其開發的優選方式詳細地說明本發明。本發明還示於附圖中。
根據本發明，當前構建正位人工心臟的特定的且優選的方式是附圖中所示的模式。然而，本發明可以有不同的形狀和尺寸上的修改，並且本說明不打算把本發明局限於本文所述的特定的形狀和尺寸。相反，本發明要覆蓋根據權利要求書所界定的本發明的精神和目標範圍內的所有修改和變形。
而且因為領域內一般技術人員將分析幾個修改和改變，我們不希望把本發明局限於本文所述的確切結構或者手術。因此所有等效的修改都認為包括在本發明的範圍內。
如圖2示意圖所示正位全人工心臟電—液壓變形的優選實施例含有一個外擠壓腔4、一種擠壓流體3、兩個血腔右血腔1和左血腔2，和一個獨立地改變其排量的裝置。
本發明的外壁是一個外擠壓腔4，其外形在解剖上與它將佔據的縱膈空間一致，如圖3、3A、3B、6A、6B、7A、7B所示，是卵圓形或腎形或角錐形的，頂點在上，底部在下。它將佔據稱為前縱隔的空間。
本發明的優選實施例的外擠壓腔4由不同的段構成，如圖3、3A所見一個中段，安置在右心房17和左心房18的前面；一個上段或者說頂點，上升到與右肺動脈下界面12交叉的水平面上，並且向前伸至胸骨24(見圖7、7A)；一個下段或者說底部16，它伸至膈膜21和天然心尖的區域，佔據由切除兩個天然心室建立的膈膜上游離空間33(圖8B)。在所有的優選實施例的圖示，圖3、3A、3B、4、5A、5B中，兩個大血管的起始段都手術切除了，如圖8B中可見。
如圖3、3A和3B所示，外擠壓腔4在從膈膜21本身上行達到於其上部接近主動脈的左緣時，它的左緣22從左邊移動到了右邊。所述擠壓腔4的右緣23從膈膜面21或多或少豎直地向上移行。
外擠壓腔4的深度從右8和左9房室入口延伸到胸骨24，如圖7、7A和7B所示。
如圖6、6A、6B、7、7A、7B所示、在其上右段，於右血室1的右入口8的上方，其後側存在一種幾何結構，截錐25，這種幾何結構產生一種向上部和後部的部分增長和傾斜的突起。後出口10安放在此截錐25的上緣，並且直接連接肺循環。
如圖2的圖略所示，外擠壓腔4有四個孔，兩個是入口兩個是出口，用於把血腔連接到患者的循環系統。入口8和9位本發明的後側，如圖5A、6、6A、6B、7、7A和7B所示。右血腔1的右入口8接受來自右心房17的血液。左血腔2的左入口9接受來自左心房18，如圖3A、8和8B所示。
入口7和10位於外擠壓腔4的上側，如圖3、3A、3B、6A、6B、7A、7B所示，左血腔2的前出口7經新入口26(見圖8、8A和8B)連接到體循環迴路。血腔1的後出口10位於截錐結構25的上部頂點，並且經新入口27連接到肺循環迴路，如圖8、8A和8B所示，而所述頂點在外擠壓腔4的後側造成一個突起。
在切除大血管的起始段後，新入口26和27在一個較主動脈瓣28和肺動脈瓣29位置高的位置，如圖8和8A所示。
如圖3、3A、3B、4、5和5A所示，本發明的後出口10在前出口7後面，換言之，它們與天然心室的出口瓣膜對比處在相反的位置。
在本發明的優選實施例的外擠壓腔4的內部，如圖2所示的略圖所示，有擠壓流體3，和兩個具有本發明的形狀、尺寸、壁和連接的結構，即右血腔1和左血腔2。它們佔據外擠壓腔4的整個封閉的內部空間。
如圖2所示意，擠壓流體(例如甘油)佔據由外擠壓腔4的內側、運動表面5和兩個血腔的外壁31所界定空間。該擠壓流體用於把運動表面5的驅動力傳遞到兩個血腔的外壁31。含在外擠壓腔4內部的擠壓流體以這樣的方式起作用當運動表面5在充血位或者說舒張位時，如圖3、3A、5和5A所示，讓右血腔1和左血腔2達到其各90cc的容量，這時血液經右血腔1右入口8和經左血腔2左入口9進入。兩個血腔都使其各自的出口10和7關閉。
在運動表面5在外擠壓腔4內部向內移動3釐米，達到其最大射血位或者說舒張位時，如圖3B和4所示，它把從驅動裝置接受到的力傳遞到擠壓流體3，擠壓流體3將壓迫右血腔1和左血腔2的外壁產生其內部容量的排空作用，以一種經過右血腔1的後出口10和左血腔2的前出口的方式得以排出或者說射出含在其內部的血液。兩個血腔都會使其入口關閉。
右血腔1是一種產生用於泵血的柔軟韌性囊，並且安置在右心房的位置前上方，在外擠壓腔4之右。如圖3、3A、3B、4、5和5A所示。它含有兩個柔軟韌性的壁，其內腔沒有交角縫接或者不同材料的交界，因為其內部的生物膜32將完全由一個單片的豬心包構成。其外壁31是合成的，例如用Pebax3533製造。這個右血腔1經其右入口8連接到右心房17並且經其後出口10連接到肺循環。所述的右血腔1在完全擴張時達到前胸壁並且有基本上向上向後的細長形狀。如圖3、3A、3B、4、5和5A所示，這個右血腔1與天然的右心室解剖結構有顯著的不同。如圖3、3A、3B、4、5和5A所示，其血流通路幾乎直線地從右入口8向上向後行，直到達到並且直接連接於肺循環系統的新入口27，所述新入口在縱膈內部佔據後面的位置如圖8和8A所示意。因此通過經三尖瓣進入然後上升到膈膜21，我們避開了在胚性的循環管路起源的環路，或者說在天然的右心室內血液進行的下向路徑。如圖8B所示，前縱膈的膈膜上空間33保留用於安置位於本發明的優選實施例的底段16的驅動裝置6，如圖3、3A和3B所示。
左血腔2也是一種產生用於泵血的柔軟韌性囊，並且安置在左心房的位置前上方，在外擠壓腔4之左。如圖3、3A、3B、4、5和5A所示，它含有兩個柔軟韌性的壁，其內腔沒有交角縫接或者不同材料的交界，因為其內部的生物膜32將完全由一個單片的豬心包構成。其外壁31是合成的，例如用Pebax3533製造。從其左入口9或者三尖瓣起，左入口9或者三尖瓣把左入口連接到左心房18，如圖3、3A、3B、4、5和5A所示。所述的左血腔2在完全擴張時達到前胸壁，並且在前縱膈內有基本上向上向右的細長形狀，以其流出通道在右流出通道前方。這個前出口7的位置如圖3、3A、3B、4、5和5A所示，並且安排在後出口10之前。以此方式，左血腔2也讓血液幾乎直線地沿前、上和右的方向，至體循環系統。
本發明的這兩個血腔，右1和左2，柔軟且有韌性，有一個雙膜的壁，如圖2所示意，並且各有90cc容量的內腔。然而，各個血腔的排血量可以獨立地改變。為了獨立地減少或者增加每個血腔的舒張末期容量，本發明的優選實施例有一種獨立地改變排出量的機構。如圖2的略圖所示，經一個用於獨立改變排血量的裝置的導管34，在每個血腔的內壁32和外壁31之間的間質空間內引入一種的液體，稱為間質液13。在內壁32和外壁31之間的空間中充以間質液13時，每個血腔的內部容量降低。間質液13例如可以是甘油。這種獨立地改變排血量的裝置是經圖2所示意的導管34操作的，該導管34例如經一個中央靜脈插入。這個導管34引入到外擠壓腔4內，在血腔的入口8和9旁，從頸靜脈起並且連接到外壁31。以此方式，在植入期和術後期，醫生可以改變每個血腔的間質容量，能夠獨立地改變其舒張末期容量，用於按照每個患者的生理需要和每個裝置的特定運行在體循環和肺循環內達到一定的血流量。
在圖3C中示出本發明的外擠壓腔4的設計中的一種電—液壓變形有兩個橫向運動表面39，用於對兩個血腔上產生擠壓效果。在這個外擠壓腔4中，橫向運動表面39示於舒張期位置。這兩個橫向運動表面39在位移到外擠壓腔4的中央時增加擠壓流體3的壓力，擠壓流體3起壓迫右1和左2血腔的作用。
在圖3D中示出本發明的外擠壓腔4的設計中的另一種變形。為了在兩個血腔上產生壓迫效果，在外擠壓腔4產生不同容積的擠壓流體40A。例如，不同容積的擠壓流體40A是通過在外擠壓腔4中注入和抽出氣體產生的；這種外擠壓腔4的特徵在於氣體注入和抽出改變內部壓力時其容積改變低。圖3D示出一個外擠壓腔4的示意圖，對於右1和左2血腔有相同的布局，並且有一個對管40的連接，管40連接到一個引入和抽出氣體的源。圖3D示出外擠壓腔4中的流體40A，在此例中流體40A是氣體。
本發明的一種電機械變形是如圖10、11、12和13所示，其中，由不同的驅動裝置起泵血作用。右血腔1在背後連接到其相應的右入口8，經右入口8它從右心房接受血液。左血腔2在背後連接到其相應的左入口9，經左入口9它從左心房接受血液。如圖11和13所示在入口8和9的前面，兩個血腔都伸到胸骨，並且兩個血腔的這個部分平行安排在稍向左傾斜的方向。
在圖10中，我們可以看到，通過驅動裝置6的推動，由兩個橫向運動的表面41在右血腔1的右側壁上和左血腔2的左側壁上產生同時的聯合的並且是直接的擠壓作用。圖11是圖10中的A-A1截面的上部視圖，該截面在右1和左2血腔的入口8和9的平面上。在此我們可以看到，其前段，靠近胸骨24，被安排得以其內側面於平行的位置並且放在一起，而且互相支承以接受兩個橫向運動的表面41的聯合橫向擠壓作用。
圖12和圖13示出所述擠壓機構的一種電—機械變形，其中，直接的擠壓作用由每個血腔各一對的橫向運動表面42產生，每對獨立地作用在所述血腔側壁上。所述的運動表面42由驅動裝置6推動。
本發明的另一個變形由一種安排構成，它含有兩個擠壓腔，每個封閉其相應的血腔，所述的外擠壓腔有一或多個運動表面。所述的外擠壓腔可以彼此分開，也可以共用一個公共壁，這樣所述的公共壁成為一個分開每個外擠壓腔的內部空間的隔板。每個所述的外擠壓腔至少有兩個孔；相應地兩孔之一與入口吻合，另一個與出口吻合，血液分別經這兩個孔入和出。在每個外擠壓腔與其相應的血腔之間封閉的空間充以一種擠壓流體。所述的擠壓流體的功能是把作用在外擠壓腔的運動表面上的力傳遞到柔軟而有韌性的血腔上。因此，由擠壓機構在外擠壓腔上起的容積降低作用，在血腔的內容量上得到伴隨的降低。所述的擠壓機構由至少一個動力源驅動，這個動力源也位於縱膈的內部。所述的每個血腔的內容積下降射出其所含有血液。這個組件使得能夠獨立地管理體循環和肺循環的血流速，具有以上所概述的全部優點。
功能性地只用正位人工血腔置換一個天然心室的變形，把其出口路徑或者說通道進行轉向，保留剩下的一個血腔，這個血腔也手術地或非手術地把其出口路徑或者說通道進行轉向。在手術釋放天然的心室腔後把正位人工血腔置入其內(見圖14)。在功能性置換左天然血腔的情況下，保留這個左天然血腔的必需肌群，內腔中包繞所述正位的人工血腔並且把所述正位的人工血腔包含在其不工作的仙腔中，作為置於其中的正位人工血腔的支持，也作為留下的另一個天然血腔的支持。在右天然血腔的後出口門的前方，這個左人工血腔的前出口門以端對端的方式連接到轉向了的主動脈上，所述後出口門手術地移動到另一個出口門的後面的位置。把這些大血管安置在其新的位置中以後，對冠狀動脈實施一種血管修復術，例如，用一種稱為Cabrol氏術的外科技術實施。有一種這個左人工腔的連接變形，這在右天然血腔的後出口門的前面，是一種與主動脈的側對端的連接形式，用天然主動脈瓣的血液學堵塞，以經過冠狀動脈竇口的方式保持所有保留心肌群的血液回灌，並且進行大血管的起始段的手術或非手術的移位。進行了一種左人工血腔的流出路徑或者說流出通道的前面連接的不同方法，目的是為保留的心肌維持必需的冠狀動脈灌充。
如以上已經所述，只用一個位人工血腔進行功能置換天然的變形，把其出口路徑或者說出口通道轉向，同時部分地替換和/或人工地或者說假體地支持一部分或全部的保留的另一個天然心室，以維持這個天然心室的功能性和/或避免它受到壓迫。
這種只用一個位人工血腔進行功能置換天然的變形有一種與上述的為兩個人工血腔的變形排血或者說射血的不同擠壓機構相類似擠壓機構。
其中一或兩個正位血腔，一個是人工的或兩個都是人工的，其出口路徑被轉向，這樣的本發明的變形由一或者兩個肌肉繼續驅動，例如用背闊肌驅動。手術把該肌肉從其天然嵌端切下然後安排得使其興奮擠壓所述血腔。
本發明的再一個變形由一種安排構成，它含有兩個外擠壓腔。所述的外擠壓腔可以彼此分開，也可以共用一個公共壁，這樣所述的公共壁成為一個分開每個外擠壓腔的內部空間的隔板。每個所述的外擠壓腔封閉其各自的血腔，所述的外擠壓腔的特徵在於使用過程中其內部壓力發生改變時其容量變化少。每個所述的外擠壓腔至少有三個孔；三孔之一與入口吻合，另餘與出口吻合，血液分別經這三個孔入和出。每個所述的外擠壓腔至少有一個經之對該外擠壓腔加入或撤出擠壓流體的孔。周期性地對每個外擠壓腔加入或撤出擠壓流體產生壓縮和擴張封閉的血腔的作用，封閉的血腔是柔軟而有韌性的。優選的擠壓流體是氣體，更優選地是惰性氣體。每個血腔內部容積的減少射出它所含的血液。這個組合使得能夠獨立地管理體循環和肺循環的血液流速，具有以上所概述的全部優點。
本發明的另一種變形指一種獨立地改變排血量的機構的變形。這種機構設計旨在能夠獨立地改變每個血腔的射血量。該變形由不同容量的血腔構成。例如，右血腔1內部容量是85cc而左血腔2的內部容量是95cc。右血腔1向肺循環泵血，它泵血所對的平均壓力是50至25毫米汞柱。這個壓力低於左血腔2向體循環射血的壓力，後者有120至80毫米汞柱的平均動脈壓。由於血腔射血的不同壓力，就是右血腔1的壓力較低，當運動表面的可變移位的排換低於170cc的容積，例如160cc時，右血腔1全部排空並且射血85cc，而左血腔2僅射血75cc。當擠壓排換量為170cc時，兩個血腔的射血量均為85cc。當擠壓排換量為180cc時，左血腔2射血多於右血腔10cc。
總結運動表面排換量右血腔射血左血腔射血160cc 85cc 75cc170cc 85cc 85cc180cc 85cc 95cc這種獨立地改變排血量的改進也適用於用血腔直接擠壓作用影響泵血的本發明的變形，如圖10和圖11所示，這裡用橫運動表面41協同地產生壓力。它首先排空右血腔1，右血腔1對較低的肺循環壓射血，然後控制橫向運動表面排換以按照生理需要改變每個循環中的血流量。
在每個血腔有兩個分開的橫向運動表面42的變形是，調節每對運動表面的排換以獨立地處理射血量。
領域內一般技術人員會認識到或者僅憑日常經驗就能夠確信對本文特別述及的特定實施的等效。這樣的等效性也要包括在要求的範圍內。
權利要求
1.一種人工心臟，含有兩個血腔，其中至少一個是人工的，一個右血腔，所述的右血腔為基本上向上向後的細長形態，所述的右血腔有一個用於血液進入的右入口(8)，所述的右入口(8)具有用於附著到右心房(17)或者附著到體靜脈迴路某段的裝置，一個後向的出口，用於血液流出所述的右血腔，所述的後向出口位於右入口的後上方，所述的後出口具有用於附著到肺動脈主幹的裝置，所述的後出口要麼包括，要麼鄰接肺動脈主幹瓣膜，一個左血腔，所述的左血腔為基本上向上向右的細長形態，所述的左血腔有一個用於血液進入的左入口，所述的左入口具有用於附著到左心房或附著到肺靜脈迴路某段的裝置，一個前向的出口，用於血液流出所述的左血腔，所述的前向出口大致位於左入口的右上方，所述的前出口具有用於附著到主動脈的裝置，所述的前出口要麼包括，要麼鄰接主動脈瓣，所述血腔之間的空間安排是這樣的，當它們同時完全擴張的時候，右血腔的一部分在左血腔的所述相應部分的後方。
2.權利要求1所述的人工心臟，其中，兩個所述的血腔都是柔軟而有韌性的。
3.權利要求1所述的人工心臟，其中，兩個所述的血腔都有獨立變化的排血量。
4.權利要求1所述的人工心臟，其中，兩個所述的血腔都有一或多個壁。
5.權利要求4所述的人工心臟，其中，所述排血量的變化是通過向所述多壁血腔的壁之間的間質空間加入流體達到。
6.權利要求4所述的人工心臟，其中，兩個多壁的血腔的每個最內部的壁都用心包單片製造。
7.權利要求1所述的人工心臟，其中，所述右血腔伸過所述的後出口然後直接附著於肺動脈主幹，而所述左血腔伸過所述的前出口然後直接附著於主動脈。
8.權利要求1所述的人工心臟，其中，所述的血腔每個有20毫升至120毫升之間的擴張容量，優選地在40毫升至100毫升之間。
9.權利要求1所述的人工心臟，其中，含有；一個位於縱膈內部的擠壓機構，用於同時對兩個所述的血腔的擴張和收縮起作用。
10.權利要求9所述的人工心臟，其中，所述擠壓機構含有一個封閉兩個所述的血腔雙方的外擠壓腔，所述的外擠壓腔有一或多個運動表面及四或更多個別的孔，四個所述的個別的孔各與所述的左入口、右入口、前出口和後出口空間上吻合，一種灌充在含於所述外擠壓腔和所述的血腔之間空間的擠壓流體，所述擠壓流體從所述的擠壓腔的運動表面傳遞力用於影響所述的血腔的擴張和收縮，一個位於縱膈內部的能源，該能源推動所述的運動表面。
11.權利要求9所述的人工心臟，其中，所述的擠壓機構含有一個外擠壓腔，它的特徵在於使用過程中其內部壓力發生改變時其容量變化少，所述的外擠壓腔封閉兩個血腔雙方，所述的外擠壓腔有五或多個個別的孔，其中四個所述的個別的孔各與所述的左入口、右入口、前出口和後出口空間上吻合，一種灌充在含於所述外擠壓腔和所述的血腔之間空間的擠壓流體，用於把所述的外擠壓腔連接到附加的所述擠壓流體的源的裝置，所述擠壓流體對所述的血腔的擴張和收縮起作用，所述的擴張和收縮由分別地從和向所述擠壓腔抽出和引入所述擠壓流體加以影響。
12.權利要求10所述的人工心臟，其中，所述的擠壓流體是甘油。
13.權利要求11所述的人工心臟，其中，所述的擠壓流體是氣體。
14.權利要求1所述的人工心臟，其中，含有兩個位於縱膈內部的擠壓機構，用於獨立地對每個所述血腔的擴張和收縮起作用。
15.權利要求14所述的人工心臟，其中，至少一個所述擠壓機構含有至少兩個半剛性的運動表面，每個與每個所述的血腔直接接觸，所述的半剛性的運動表面對所述血腔的擴張和收縮起作用，至少一個位於縱膈內部的能源，該能源推動所述半剛性的運動表面。
16.權利要求14所述的人工心臟，其中，所述的擠壓機構含有一個外擠壓腔，封閉兩個所述血腔雙方，所述的外擠壓腔有兩或更多的運動表面和四或更多個別的孔，其中四個所述的個別的孔各與所述的左入口、右入口、前出口和後出口空間上吻合，一個內壁，把所述的外擠壓腔和所述的血腔之間的空間分成兩個互相隔離的子空間右子空間和左子空間，所述的右子空間包繞所述的右血腔，而所述的左子空間包繞所述的左血腔，一種灌充所述右子空間的右擠壓流體，所述擠壓流體從至少一個所述的擠壓腔的運動表面傳遞力用於對所述右血腔的擴張和收縮起作用，一種灌充所述左子空間的左擠壓流體，所述擠壓流體從至少一個所述擠壓腔的所述運動表面傳遞力用於對所述左血腔的擴張和收縮起作用，至少一個位於縱膈內部的能源，該能源推動所述的運動表面。
17.權利要求14所述的人工心臟，其中，所述的擠壓機構含有一個外擠壓腔，它的特徵在於使用過程中其內部壓力發生改變時其容量變化少，所述的外擠壓腔封閉兩個血腔雙方，所述的外擠壓腔有五或多個個別的孔，其中四個所述的個別的孔各與所述的左入口、右入口、前出口和後出口空間上吻合，一個內壁把所述的外擠壓腔和所述的血腔之間的空間分成兩個互相隔離的子空間右子空間和左子空間，所述的右子空間包繞所述的右血腔，而所述的左子空間包繞所述的左血腔，一種灌充所述右子空間的右擠壓流體，一種灌充所述左子空間的左擠壓流體，用於把每個所述的子空間連接到至少一個附加的所述擠壓流體的源的裝置，所述擠壓流體對每個所述的血腔的擴張和收縮起作用，所述的擴張和收縮由分別地從和向每個所述的子空間腔抽出和引入所述擠壓流體加以影響。
全文摘要
一種正位全人工心臟,用於置換人的心臟,一個由兩個組合的血腔的新設計,組合的血腔具有在其兩者之間和其入口及出口之間的原有布局。這種設計能夠較在先技術顯著地改善前縱膈內的空間利用;實現了所需要的解剖匹配。
文檔編號A61M1/12GK1377288SQ00813783
公開日2002年10月30日 申請日期2000年8月3日 優先權日1999年8月3日
發明者胡安·曼努埃爾·詹布魯諾·馬羅諾 申請人:胡安·曼努埃爾·詹布魯諾·馬羅諾