心腔假体和相关的心脏辅助系统的制作方法

1.本发明涉及心腔假体，选自左心室、左心房、右心室和右心房，该心腔假体能够以简单的、可适应的、有效的且可靠的方式具有生理形态并且根据最符合其生理特征的操作进行操作。本发明还涉及具有两个或更多个这种心腔假体的心腔假体组件，以及涉及设置有这种心腔假体或这种心腔假体组件的心脏辅助系统。此外，根据本发明的心腔假体具有减小的尺寸和重量，使该心腔假体易于在需要降低的能量消耗的心脏辅助系统中植入和控制，从而显著增加了严重心力衰竭的患者的治疗选择，获得更好的治疗效果。此外，根据本发明的心腔假体和相关的心脏辅助系统制造简单且成本较低。


背景技术：

2.如公知的，心脏是将血液泵送通过身体的肌肉：心脏的右侧接纳来自身体的缺氧血液并将其泵送至肺部，在肺部处血液富含氧气并且二氧化碳从血液去除，而心脏的左侧接纳从肺部返回的含氧血液并将含氧血液泵送至身体，在身体中为细胞提供氧气和营养。
3.参照图1，可以看出，心脏具有四个心腔，即，两个上心房和两个下心室，即：右心房10、左心房20、右心室30和左心室40。心房10和30是接纳心腔，并且心室30和40是泵送心腔。
4.此外，心脏具有四个心脏瓣，即：置于右心房10与右心室30之间的三尖瓣50；置于右心室30与肺动脉110之间的肺动脉瓣60；置于左心房20与左心室40之间的二尖瓣70；以及置于左心室40与主动脉100之间的主动脉瓣80。心脏瓣的功能是确保血液以正确的方向流过心脏(如由虚线箭头所示)。特别地，缺氧血液从右心室30泵送到肺动脉110中，并由此泵送到肺中。类似地，含氧血液从左心室40泵送到主动脉100中，并由此通过身体。此外，上腔静脉120和下腔静脉125分别将来自上半身和下半身的缺氧血液输送至右心房10，而肺静脉130将来自肺的含氧血液输送至左心房20。
5.更详细地，在心腔的收缩期期间，心脏呈现肌肉收缩的配置，其中，所考虑的心腔收缩并排空血液。在心房收缩(图1b所示)中，仅心房10和20收缩，三尖瓣50和二尖瓣70打开，而肺动脉瓣60和主动脉瓣80闭合，血液从心房10和20分别转移至心室30和40；在心室收缩(图1a所示)中，仅心室30和40收缩，三尖瓣50和二尖瓣70闭合，肺动脉瓣60和主动脉瓣80打开，血液从心室30和40分别转移至肺动脉110和主动脉100。
6.类似地，在心腔的舒张阶段，心脏呈现肌肉松弛的配置，其中，所考虑的心腔变宽并填充有血液。在心房舒张(图1a所示)中，心房10和20扩张(早于心房收缩)，三尖瓣50和二尖瓣70闭合，来自上腔静脉120和下腔静脉125以及肺静脉130的血液分别填充心房10和20；在心室舒张(图1b所示)中，心室30和40扩张(早于心室收缩)，直到心室30和40达到也称为心室舒张末期体积的最大体积为止，肺动脉瓣60和主动脉瓣80闭合，并且来自心房10和20的血液分别填充心室30和40。特别地，心房收缩与心室舒张相对应地发生，并且心房舒张与心室收缩相对应地发生。
7.换言之，窦性心律中(即，健康人的生理学中)的心房和心室收缩以及心房和心室舒张根据允许心脏通过将其朝向肺部泵送并且随后通过身体对来自身体的缺氧血液进行
再充氧的精确时间来同步。
8.心脏的一些疾病会降低心脏的泵送能力。当心脏不能正常泵送血液时，液体会积聚在肺部和身体的其他部位中。心力衰竭的症状通常源于心脏无法向身体的重要器官提供足够的血流。在这种情况下，当药物和其他手术方法不足以解决心力衰竭时，可能需要心脏辅助系统。
9.在现有技术的心脏辅助系统中，广泛使用的解决方案是轴流式心室辅助装置(vad)，该轴流式心室辅助装置包括机械泵，其显著增加了严重心力衰竭的患者的治疗选择。由文献wo 89/07427a1、wo 99/49912a1、us 2018/0303991 a1和wo 2018/078370 a1以及由ootaki y.等人在“phasic coronary blood flow pattern during a continuous flow left ventricular assist support”,eur.j.of cardio-thorac.surg.28(2005)711-16中、由radovancevic b.等人在“end-organ function in patients on long-term circulatory support with continuous-or pulsatile-flow assist devices”,j.of heart and lung transp.2007,815-18中，由frazier o.h.等人在“multicenter clinical evaluation of the heartmate vented electric left ventricular assist system in patients awaiting heart transplantation”,j.thorac.cardiovasc.surg.2001,122:1186-95中、由letsou g.v.等人在“continuous axial-flow left ventricular assist device(jarvik 2000)maintains kidney and liver perfusion for up to 6months”,ann.thorac.surg.2003；76:1167-70中、由thalmann m.等人在“physiology of continuous blood flow in recipients of rotary cardiac assist devices(”,j.heart lung transplant 2005；24:237-45中、由thohan v.et al.等人在“cellular and hemodynamics responses of failing myocardium to continuous flow mechanical circulatory support using the debakey
–
noon left ventricular assist device:a comparative analysis with pulsatile-type devices”,j.heart lung transplant 2005；24:566-75中和由hetzer r.等人在“first experiences with a novel magnetically suspended axial flow left ventricular assist device”,eur.j.cardiothorac.surg.2004；25:964-70中描述了这种vad装置，例如可从美国公司jarvik heart有限公司获得的jarvik装置和可从美国公司micromed technology,有限公司获得的debakey装置。
10.vad装置基于旋转泵，旋转泵开发用于解决先前脉动装置的一些问题，比如尺寸和复杂性、植入困难和不良事件(例如，围术期出血、感染、血栓形成和装置故障)。vad装置的微型植入式泵通过使用由带有叶轮叶片的转子组成的电磁机构提供连续流动，而不是脉动流动。当前的非脉动轴流泵往往具有紧凑设计，使用单个运动部件，并且能量需求较低。例如，jarvik装置配置成植入左心室本体内，因此它不需要流入套管。用于左心室的旋转式vad装置的长期植入越来越多地用于治疗终末期心力衰竭的患者。
11.然而，当前可用的vad装置也存在一些缺点。
12.首先，vad装置所设置有的旋转泵以必须小心调节的速度操作以避免回流和过度吸入。事实上，当泵速度(rpm)设置为过低值时，可能会发生回流(反流)，从而导致血液从主动脉100通过泵返回至左心室40，而当泵尝试抽取比左心室40中可用的血液更多的血液时，可能会由于泵的高速度而发生过度抽吸。抽吸会导致左心室40的心室塌陷，这会导致胸痛
和心脏组织损伤。因此，主要取决于速度、取决于心率、不能以脉动方式调节的泵流量，不能在生理上符合窦性心律并且不能跟随外周循环变化，导致不能适应使用期间的心输出量。此外，这种装置的植入是极具侵入性的并且会对植入这种装置的心腔造成不可逆转的损害，并且进一步对由非天然心流施加压力的其他心腔施加压力。
13.来自泵的流出管线连接至降主动脉。在高的泵速度下，主动脉瓣80保持闭合并且vad装置完全替代心室心脏功能。为了限制血栓在主动脉瓣80中的可能形成，当前的vad系统将速度降低为每分钟10秒，并且在此间隔期间，主动脉瓣80再次打开并且脉动流是可观的。随着旋转泵的转数再次增大，主动脉流的脉动减少，但由于足以继续打开主动脉瓣80的最小压力，主动脉流的脉动可能不会完全消失。当主动脉瓣80返回保持闭合时，左心室40与主动脉100之间的压力梯度实际上随着心动周期而变化，因为由二尖瓣70的打开和闭合引起(以及在较小程度上由残余心室收缩引起)的压力变化是通过泵传送至主动脉100的。动脉脉搏曲线的研究允许理解与二尖瓣70的闭合相关的压力曲线的下降部分中的重搏切迹(dicrotic notch)(主动脉瓣60在该50秒的时间段内持续闭合)。换言之，植入产生连续流动的vad装置的心肌的运动会导致循环系统的产生流的残余轻微脉动。
14.总之，vad装置产生非脉动的并且因此非生理的流动(即，不符合窦性节律)并且它们的血液动力学特性不同于脉动装置。
15.如上所述，在给定的旋转速度下，通过旋转泵的流是连续的，而不是如生理流中的脉动。
16.此外，如果泵速度太高，天然动脉压的波形形态的典型变化趋于消失并且不存在重搏切迹(表明主动脉瓣60闭合)。
17.最后，对于具有旋转泵的vad装置，即使当泵速度足够高以保持主动脉瓣60闭合时，左心室压力的波动也会通过vad装置传递至动脉。这可能具有重要的临床后果(例如，主动脉瓣60的尖部融合和升主动脉中的血栓形成)，目前的研究旨在优化它们的使用以预防此类并发症。
18.为了克服这些缺点，已经开发出封围整个器官的其他装置，例如在文献us 2016/0317729a1和us 2016/0346085 a1中描述的装置。us 5139517 a描述了一种与天然心脏结合使用的心室内原位泵。
19.然而，这些装置同样具有高侵入性和非选择性的心室，心室因此会随着时间的推移而退化和损坏，并且不能符合生理形态并且可能带来电生理学性质的问题。


技术实现要素：

20.因此，本发明的目的是，以简单的、可适应的、高效的且可靠的方式选择性地辅助任何心腔的操作，而不仅仅是左心室，以确保心腔具有最符合心腔的生理特征的生理形态和操作。
21.本发明的具体主题是一种心腔假体，该心腔假体配置成植入患者的心腔中，所述心腔选自左心室、左心房、右心室和右心房，
22.其中，心腔包括天然出口瓣，和选自天然入口瓣以及腔静脉或肺静脉的一个或更多个出口口部的至少一个入口开孔，
23.其中，假体包括：
[0024]-内弹性膜，该内弹性膜具有界定可弹性变化体积的内表面，该内弹性膜设置有由相应的第一边界界定的第一开孔以及由相应的第二边界界定的至少一个第二开孔，
[0025]-参考支撑弹性膜结构，该参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜或由外弹性膜组成，外弹性膜设置有由相应的第一边界界定的第一开孔，以及由相应的第二边界界定的至少一个第二开孔，其中，外弹性膜还设置有配置成抓持心腔的内壁的多个夹持件，
[0026]
其中，内弹性膜和外弹性膜的第一开孔的边界一体地联接至彼此，以形成配置成环绕并缝合在天然出口瓣上的出口边界，
[0027]
其中，内弹性膜和外弹性膜的所述第二开孔的边界一体地联接至彼此，以形成配置成环绕并缝合在所述至少一个入口开孔上的至少一个入口边界，
[0028]
其中，内弹性膜和参考支撑弹性膜结构借助于多个主可变连接元件连接至彼此，
[0029]
由此，内弹性膜和参考支撑弹性膜结构在内弹性膜与参考支撑弹性膜结构之间界定主间隙，该主间隙配置成接纳具有变化的量和/或压力的流体，以动态地改变主间隙的体积，以及由内弹性膜的内表面界定的所述可弹性变化体积。
[0030]
根据本发明的另一方面，外弹性膜的弹性系数可以不大于、可选地小于内弹性膜的弹性系数。
[0031]
根据本发明的另一方面，内弹性膜和外弹性膜中的每一者可以具有可变的弹性系数，其中，内弹性膜和外弹性膜中的每一者可选地包括具有相应弹性系数的两个或更多个区域。
[0032]
根据本发明的另一方面，所述流体可以为液体，可选地为血液相容性溶液，更可选地为无菌盐水溶液，或者流体为气体，可选地为氦气。
[0033]
根据本发明的另一方面，心腔假体还可以包括与出口边界或所述至少一个入口边界一体地联接的至少一个人造瓣。
[0034]
根据本发明的另一方面，所述主可变连接元件可以是主弹性系带，每个主弹性系带的弹性系数大于外弹性膜的弹性系数并且大于内弹性膜的弹性系数，其中，所述主弹性系带的弹性系数可选地能够根据主弹性系带所连接的内弹性膜的区域而变化。
[0035]
根据本发明的另一方面，心腔假体可以配置成容纳在导管内部。
[0036]
根据本发明的另一方面，外弹性膜和/或内弹性膜可以包括不透射线的部分。
[0037]
根据本发明的另一方面，主间隙可以配置成与假体所设置有的至少一个可变体积弹性袋流体连通或与外部泵流体连通。
[0038]
根据本发明的另一方面，内弹性膜和外弹性膜当中的至少一者可以具有不连续结构，可选地选自下述各项：
[0039]-由沿着弹性接合线连接至彼此的多个弹性板形成的蜂窝状不连续结构，弹性板更可选地为六边形弹性板，其中，更可选地，弹性接合线的弹性系数大于弹性板的弹性系数，以及
[0040]-由沿着弹性接合线连接至彼此的多个弹性多边形板形成的不连续结构，弹性多边形板更可选地具有五边形和/或六边形形状，其中，更可选地，所述弹性接合线的弹性系数大于弹性多边形板的弹性系数。
[0041]
根据本发明的另一方面，内弹性膜和外弹性膜可以各自设置有多个电极，所述多个电极配置成在通过相应的控制线缆连接至所述电极的电子处理单元的控制下分别使内
弹性膜和外弹性膜电气和/或电磁地极化。
[0042]
根据本发明的另一方面，参考支撑弹性膜结构还可以包括中间弹性膜，该中间弹性膜置于外弹性膜与内弹性膜之间，其中，中间弹性膜的弹性系数可选地不大于、更可选地小于外弹性膜的弹性系数和内弹性膜的弹性系数，
[0043]
其中，中间弹性膜设置有由与内弹性膜和外弹性膜的第一开孔的边界一体地联接的相应的第一边界界定的第一开孔，以及由与内弹性膜和外弹性膜的第二开孔的边界一体地联接的相应的第二边界界定的至少一个第二开孔，
[0044]
其中，中间弹性膜和外弹性膜借助于多个副可变连接元件连接至彼此，所述多个副可变连接元件可选地由副弹性系带组成，其中，每个副弹性系带的弹性系数更可选地大于外弹性膜的弹性系数和中间弹性膜的弹性系数，其中，所述副弹性系带的弹性系数根据所述副弹性系带所连接的中间弹性膜的区域而变化，
[0045]
由此，所述多个主可变连接元件将内弹性膜和中间弹性膜连接至彼此，
[0046]
由此，外弹性膜和中间弹性膜在外弹性膜与中间弹性膜之间界定副间隙，该副间隙配置成接纳流体，流体可选地由液体组成，更可选地由血液相容性溶液组成，更可选地由无菌盐水溶液组成，或者流体由气体组成，可选地由氦气组成。
[0047]
根据本发明的另一方面，副间隙可以配置成接纳具有变化的量和/或压力的所述流体，以动态地改变副间隙的体积，其中，副间隙可选地配置成与假体所设置有的至少一个可变体积弹性袋流体连通或者与外部泵流体连通。
[0048]
根据本发明的另一方面，中间弹性膜可以具有不连续结构，可选地选自下述各项：
[0049]-由沿着弹性接合线连接至彼此的多个弹性板形成的蜂窝状不连续结构，弹性板更可选地为六边形弹性板，其中，更可选地，所述弹性接合线的弹性系数大于所述弹性板的弹性系数，以及
[0050]-由沿着弹性接合线连接至彼此的多个弹性多边形板形成的不连续结构，弹性多边形板更可选地具有五边形和/或六边形形状，其中，更可选地，所述弹性接合线的弹性系数大于所述弹性多边形板的弹性系数。
[0051]
根据本发明的另一方面，中间弹性膜可以设置有多个电极，所述多个电极配置成在通过相应的一个或更多个控制线缆连接至所述电极的所述电子处理单元的控制下使中间弹性膜电气和/或电磁地极化。
[0052]
根据本发明的另一方面，心腔假体可以配置成被植入：
[0053]-在左心室中，由此，出口边界是配置成环绕并缝合在天然主动脉瓣上的主动脉边界，并且所述至少一个入口边界由配置成环绕并缝合在天然二尖瓣上的二尖瓣边界组成，或者
[0054]-在左心房中，由此，出口边界是配置成环绕并缝合在天然二尖瓣上的二尖瓣边界，并且所述至少一个入口边界由配置成与肺静脉的相应的一个或更多个出口口部对应地环绕并缝合的一个或更多个肺静脉边界组成，或者
[0055]-在右心室中，由此，出口边界是配置成环绕并缝合在天然肺动脉瓣上的肺动脉瓣边界，并且所述至少一个入口边界由配置成环绕并缝合在天然三尖瓣上的三尖瓣边界组成，或者
[0056]-在右心房中，由此，出口边界是配置成环绕并缝合在天然三尖瓣上的三尖瓣边
界，并且所述至少一个入口边界由配置成与腔静脉的相应的一个或更多个出口口部对应地环绕并缝合的一个或更多个腔静脉边界组成。
[0057]
本发明的具体主题还是一种心腔假体组件，该心腔假体组件包括如前所述的两个至四个心腔假体，其中，所述心腔假体配置成植入在患者的相应的两个或更多个心腔中。
[0058]
根据本发明的另一方面，所述心腔假体可以包括彼此相关联的两个心腔假体或由彼此相关联的两个心腔假体组成，两个心腔假体配置成植入在左心室和左心房中，或者植入在右心室和在右心房中，其中，相关联的两个心腔假体的主间隙通过连通管道彼此流体连通，由此，通过相关联的两个心腔假体的主间隙之间的流体的移位，相关联的两个心腔假体中的一个心腔假体的主间隙的体积配置成在相关联的两个心腔假体中的另一个心腔假体的主间隙的体积减小时增大、以及在相关联的两个心腔假体中的另一个心腔假体的主间隙的体积增大时减小。
[0059]
本发明的特定主题还是一种心脏辅助系统，该心脏辅助系统包括：
[0060]-如前所述的心腔假体或心腔假体组件，
[0061]-至少一个泵和/或电子处理单元，配置成控制接纳在所述心腔假体的或所述心腔假体组件的心腔假体的主间隙中的所述流体的量和/或压力，以动态地改变所述心腔假体的或所述心腔假体组件的心腔假体的主间隙的体积。
[0062]
根据本发明的心腔假体以及相关组件，允许以生理方式辅助任何心腔(或两个或更多个心腔)的操作，还能够由于电气和/或电磁和/或气动控制而适于不同环境。
[0063]
特别地，根据本发明的心腔假体、相关组件和相关心脏辅助系统，显著增加了严重心力衰竭的患者的治疗选择。事实上，根据本发明的心脏辅助系统能够产生脉动和生理流动，其血液动力学特性不同于利用基于旋转泵的vad装置可获得的连续血液动力学特性。在给定的激活速度下，根据本发明的心腔假体以及相关组件以可变且可适应的方式操作，并且根据本发明的心腔假体以及相关组件对于通过该心腔假体以及相关组件的压力梯度敏感(例如，在应用于左心室40的情况下，该梯度在心室收缩期间是主动脉100中的压力与左心室40中的压力之间的梯度，而该梯度在心房收缩期间是左心房20中的压力与左心室40中的压力之间的梯度)。而且，所获得的动脉压力的波形符合其中存在重搏切迹(即，主动脉瓣80闭合)的人心脏的生理波形。
[0064]
此外，根据本发明的心腔假体、相关组件和相关心脏辅助系统具有减小的尺寸和重量，易于植入和控制并且需要降低的能量消耗。
[0065]
最后，根据本发明的心腔假体、相关组件和相关心脏辅助系统制造简单且成本较低。
附图说明
[0066]
现在将根据本发明的优选实施方式、特别地参照附图的图，通过说明而非限制的方式描述本发明，其中：
[0067]
图1示出了心脏的示意性截面图；
[0068]
图2示出了其中一部分已被移除的根据本发明的假体的第一实施方式的示意性立体图；
[0069]
图3示出了已植入图2的假体的心脏的示意性截面图；
[0070]
图4示出了图3中的心脏可见的患者的示意性前视图；
[0071]
图5示出了其中一部分已被移除的根据本发明的假体的第二实施方式的示意性立体图(图5a)以及其放大部分的立体图(图5b)；
[0072]
图6示出了已植入根据本发明的假体的第三实施方式的心脏的示意性截面图；
[0073]
图7示出了图6中的心脏可见的患者的示意性前视图；
[0074]
图8示出了已植入根据本发明的假体的第四实施方式的心脏的示意性截面图；
[0075]
图9示出了已植入根据本发明的心腔假体组件的第一实施方式的心脏的示意性截面图；
[0076]
图10示出了已植入根据本发明的心腔假体组件的第二实施方式的心脏的示意性截面图；
[0077]
图11示出了已植入根据本发明的心腔假体组件的第三实施方式的心脏的示意性截面图；以及
[0078]
图12示出了已植入根据本发明的心腔假体组件的第四实施方式的心脏的示意性截面图。
[0079]
在图中，相同的附图标记将用于相同的元件。
具体实施方式
[0080]
参照图2和图3，可以观察到根据本发明的假体的第一实施方式，该假体旨在用于左心室，因此该假体是左心室假体。左心室假体包括各自设置有第一开孔和第二开孔的外弹性膜200和内弹性膜250。外弹性膜200和内弹性膜250的第一开孔的边界一体地联接至彼此以形成界定主动脉开孔280的主动脉边界285；外弹性膜200和内弹性膜250的第二开孔的边界一体地联接至彼此以形成界定二尖瓣开孔270的二尖瓣边界275。有利地，外弹性膜200和内弹性膜250的第一开孔的边界电焊接至彼此以形成主动脉边界285；类似地，外弹性膜200和内弹性膜250的第二开孔的边界电焊接至彼此以形成二尖瓣边界275。
[0081]
外弹性膜200和内弹性膜250借助于多个弹性系带290弹性地连接至彼此，多个弹性系带290各自具有分别一体地联接至外弹性膜200的内表面204和内弹性膜250的外表面252的两个端部。每个弹性系带290配置成从静置构型开始在受到导致其端部远离彼此移动的应力时被弹性地拉长。外弹性膜200的外表面202设置有多个常规钩紧固件210(也称为夹持件)，其类似于用于将左心室减容假体固定至左心室的内壁45的那些紧固件，多个常规钩紧固件210配置成通过伸入左心室的组织中来抓持左心室的内壁45，并且允许外弹性膜200稳定地植入在那里，如图3所示。
[0082]
外弹性膜200和内弹性膜250两者各自的形态接近左心室(假体旨在植入左心室中)的内壁45的形态，由此外弹性膜200和内弹性膜250基本上包括三个区域：布置有第一开孔和第二开孔的基部、心室心尖(ventricular apex)以及连结基部和心室心尖的中间壁，从而中间壁布置在基部与心室心尖之间的中间位置中。这允许外弹性膜200像内手套一样配装至心室的内壁，外弹性膜200配置成通过夹持件210抓持心室的内壁。
[0083]
在这方面，左心室假体、即外弹性膜200和其内弹性膜250可以制成各种尺寸以适应不同患者的左心室的比容，这与患者的体表面(bsa-体表面积)有关联。
[0084]
由于外弹性膜200和内弹性膜250的这种形状，假体配置成通过适应左心室的组织
而植入左心室内部，假体配置成通过夹持件210抓持左心室的内壁45。可选地，外弹性膜200和内弹性膜250两者的侧表面的形状可以包括没有夹持件的两个凹口(图中未示出)，两个凹口配置成接纳连接至二尖瓣70的左心室的前乳头肌和后乳头肌以及腱索(图中也未示出)，以便使假体不干扰乳头肌和腱索本身。
[0085]
在任何情况下，外弹性膜200和内弹性膜250两者的形态不一定必须完全符合左心室(假体旨在植入左心室中)的内壁45的形态，因为外弹性膜200和内弹性膜250的弹性允许补偿任何形态差异；特别地，外弹性膜200的弹性允许外弹性膜200遵循外弹性膜200通过夹持件210抓持的左心室的内壁45的形态。
[0086]
二尖瓣边界275配置成环绕并缝合在天然二尖瓣70上，并且主动脉边界285配置成环绕并缝合在天然主动脉瓣80上。特别地，二尖瓣边界275作为入口边界操作，天然二尖瓣70作为天然入口瓣操作，心腔的至少一个入口开口包括该天然入口瓣，主动脉边界285作为出口边界操作，并且天然主动脉瓣80作为天然出口瓣操作。
[0087]
外弹性膜200和内弹性膜250以及系带290由生物相容性弹性材料制成，可选地由生物相容性弹性聚合物材料制成，更可选地由聚四氟乙烯(也称为eptfe)制成。
[0088]
夹持件210由生物相容性金属材料制成，可选地由形状记忆合金制成，更可选地由镍钛形状记忆合金(也称为nitinol)制成。
[0089]
外弹性膜200和内弹性膜250借助于多个弹性系带290弹性地连接至彼此，在外弹性膜200与内弹性膜250之间界定封闭的间隙230，该间隙230具有配置成弹性地可变的体积，如稍后将详细描述的。特别地，参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜200，间隙230作为主间隙操作，并且多个弹性系带290作为多个主可变连接元件操作。
[0090]
有利地，外弹性膜200的弹性系数不大于(即，小于或等于)、可选地小于(即，外弹性膜200的弹性较小)内弹性膜250的弹性系数。此外，为了更好地模拟左心室的生理弹性行为，内弹性膜250的弹性系数能够可选地根据其区域而变化，如稍后将更详细地描述的。
[0091]
有利地，弹性系带290的弹性系数大于外弹性膜200和内弹性膜250的弹性系数。仍然为了更好地模拟左心室的生理弹性行为，弹性系带290的弹性系数能够可选地根据其一个端部所连接的内弹性膜250的区域而变化，如稍后将更详细地描述的。
[0092]
图2和图3所示的左心室假体可以借助于微创经皮植入，通过将左心室假体借助于将在内部容纳压实假体的导管插入穿过主动脉瓣80而植入左心室中，该导管的直径可选地为18french至24french、更可选地为18french至21french(其中，french是根据所谓的法国比例尺(也称为charri
è
re比例尺)的导管直径的测量单位，其中，1french＝0,33mm)。这种插入类似于目前通常用于插入诸如人造主动脉瓣、二尖瓣夹持件和外周支架之类的其他装置的插入。
[0093]
在插入到左心室之后，假体扩张，并且外弹性膜200的外表面202所设置有的夹持件210抓持左心室的内壁45，以将假体稳定地定位在左心室本身中。定位成环绕二尖瓣70的二尖瓣边界275缝合在二尖瓣70本身附近；类似地，定位成环绕主动脉瓣80的主动脉边界285缝合在主动脉瓣80本身附近。
[0094]
替代性地，图2和图3所示的左心室假体可以借助于非高侵入性心脏手术(例如，经心尖或经锁骨下手术)或借助于侵入性心脏手术植入左心室中。在这种情况下，在通过将夹持件210插入到左心室组织中来定位假体之后，假体还可以由外科医生通过缝合至左心室
的内壁45来稳定。同样在这种情况下，二尖瓣边界275和主动脉边界285分别缝合在二尖瓣70和主动脉瓣80附近。
[0095]
有利地，根据本发明的左心室假体包括例如位于外弹性膜200和/或内弹性膜250中的部分，这些部分是不透射线的，因此这些部分通过射线检查可见，以在将假体放置在左心室期间辅助外科医生(例如，二尖瓣边界275和主动脉边界285可以是不透射线的)。
[0096]
由外弹性膜200和内弹性膜250界定的间隙230配置成接纳具有变化的量和/或压力的流体，该流体特别地为液体，比如血液相容性溶液，例如无菌盐水溶液，或者该流体为气体，例如氦气，以动态地改变间隙230本身的体积，并因此改变由内弹性膜250的内表面254界定的可弹性变化体积。
[0097]
为此，能够通过设置在外弹性膜200上的(至少)一个进入孔而进入间隙230，在将假体植入左心室中之后，将管道330缝合在该孔上，其中，管道330将间隙230连接至外部(液压或气动)泵340a。可选地，该(至少一个)进入孔的边界由不透射线的材料制成，以允许容易地识别进入孔的边界以定位管道330；在将假体插入到左心室中期间，该(至少一个)进入孔被封闭以防止生物材料进入间隙230。所述(至少一个)孔可以布置在外弹性膜200的任何位置中，并且因此，管道330可以跨越心肌的对应区域(也可能穿过主动脉100)。有利地，假体可以设置有多个密封的进入孔(或简单地具有界定外弹性膜200的可以移除以形成进入孔的区域的边界，管道330可以缝合在这些边界上)，并且多个密封的进入孔可以分布在外弹性膜200上：外科医生可以基于外弹性膜200上的对应于足够面积的心肌的位置来选择管道330要缝合在其上的进入孔，并且可以打开选定的进入孔(或者移除外弹性膜200的由选定边界界定的区域以形成进入孔)，然后将管道330缝合在进入孔的边界上。替代性地，外科医生可以通过移除外弹性膜200的一个区域然后将管道330缝合在由此形成的孔的边界上，而在外弹性膜200上的任何位置(对应于足够面积的心肌)中形成孔通路。
[0098]
为了更好地理解本发明，下面描述图2和图3所示的左心室假体的主要操作模式。在心房收缩结束时，内弹性膜250扩张至心室舒张末期体积并容纳来自左心房20的含氧血液。参照图3a，可以观察到，为了产生有效的心室收缩，泵340a例如通过引入液体(例如，血液相容性溶液)或通过吹送气体(例如，氦气)而将流体注入间隙230中。这导致间隙230的体积增大并且内弹性膜250移动远离外弹性膜200，即，内弹性膜250朝向左心室的内侧移动。这导致内弹性膜250的压力随之增大(即，内弹性膜250中容纳的血液的压力增大)，并且因此，二尖瓣70闭合，主动脉瓣80打开，并且收缩心搏通过主动脉开口280射血，也称为sv(每搏量)。特别地，由内弹性膜250界定的内部体积的总体变化为例如约80毫升至约120毫升(正常型成人)，其等于射出的sv体积；有利地，泵340a配置成使约200毫升体积的液体或气体移位。
[0099]
参照图3b，可以观察到，在心室收缩结束时，主动脉瓣80闭合并且心房收缩开始，其中，二尖瓣70打开，并且内弹性膜250的内部开始由来自左心房20的穿过二尖瓣开孔270的血液填充。为了产生有效的心室舒张，泵340a例如通过抽吸液体(例如，血液相容性溶液)或气体(例如，氦气)而将流体从间隙230移除。这导致间隙230的体积减小并且内弹性膜250接近外弹性膜200，即，内弹性膜250朝向左心室的内壁45移动。这使内弹性膜250中的压力(即，容纳在内弹性膜250中的血液的压力)保持为低于主动脉100中的血液压力和左心房20中的血液压力的值，从而保持主动脉瓣80闭合，并且二尖瓣70打开，并且促使血液从左心房
20流动到内弹性膜250内部。有利地，内弹性膜250可以基本上与外弹性膜200接触，并且内弹性膜250和外弹性膜接触200可以随着左心室总体积的增加而继续扩张，直到达到足够的舒张末期体积为止；替代性地，例如在心室扩展没有显著损害心肌的情况下，内弹性膜250可以扩张达到心室舒张末期体积而不会也引起外弹性膜200的扩张。
[0100]
在心房收缩结束时，血液停止从左心房20流入内弹性膜250内部，二尖瓣70闭合并且主动脉瓣80打开，从而开始新的心动周期。
[0101]
假体允许获得内弹性膜250的内部在心室收缩期间由于将流体引入到间隙230中而引起的有效排空，以及左心房20的更好排空和内弹性膜250的内部在心房收缩期间由于流体从间隙230中移除而引起的有效填充。
[0102]
换言之，与左心室的内壁45成一体的外弹性膜200作为内弹性膜250的枢轴操作，辅助内弹性膜250朝向左心室的中心和在相反方向上朝向左心室的内壁45移位，从而允许间隙230的体积的可靠、快速且有效的变化。由此，外弹性膜200的弹性系数有利地比内弹性膜250的弹性系数低，以便比内弹性膜250更刚性并且具有有限的扩张。
[0103]
如上所述，为了更好地模拟左心室的生理弹性行为，内弹性膜250的弹性系数能够可选地根据区域而变化。事实上，心室心尖具有比中间区域大的位移，并且对于由于从第一部分到第二部分的流动线不长而是最刚性的二尖瓣70和主动脉瓣80的区域而言甚至更大。因此，可选地，内弹性膜250的基部的弹性系数比内弹性膜250的中间壁的弹性系数低，并且内弹性膜250的中间壁的弹性系数比内弹性膜250的心室心尖(具有最大弹性系数)的弹性系数低。这允许避免形成潜在的流动湍流和能量损失。可能地，内弹性膜250的弹性系数也可以从内弹性膜250的基部到心室心尖以连续方式变化(逐渐增大)。
[0104]
仍然为了更好地模拟左心室的生理弹性行为，弹性系带290的弹性系数可选地根据弹性系带290的端部中的一个端部所连接的内弹性膜250的区域而变化，即：连接至内弹膜250的基部的弹性系带290的弹性系数小于连接至内弹膜250的中间壁的弹性系带290的弹性系数，并且连接至内弹性膜250的中间壁的弹性系带290的弹性系数小于连接至内弹性膜250的心室心尖(具有最大弹性系数)的弹性系带290的弹性系数。可能地，弹性系带290的弹性系数也可以从内弹性膜250的基部到心室心尖以连续方式变化(逐步增大)。
[0105]
如图4所示，泵340a连同可能可充电的电池或专用于其电力供应的蓄电池一起容置在由患者440携带的例如附接至皮带435的盒(或者甚至背包)430中。管道330将容置在盒430中的泵340a与植入在患者440的心脏445中的左心室假体连接起来。泵340a设置有电子处理单元，该电子处理单元控制泵本身的操作，以根据植入有根据本发明的假体的患者440的特定bsa的幅度和速度来调节内弹性膜250的扩张和压缩。在这方面，泵340a的操作以及因此间隙230的体积变化可以以与在起搏器中发生的情况类似的方式来控制。
[0106]
包括左心室假体和泵340a(由电子处理单元控制)的心脏辅助系统可以用作半永久性桥，即，用作临时支持系统，直到新的心脏器官可用于移植为止，或者用作为更换整个心脏器官的替代方案而用作永久性假体系统。
[0107]
由根据本发明的假体提供的优于现有技术解决方案的显著优点是患者继续具有天然心脏器官，尽管其功能降低并受到调节。同样由于根据本发明的假体的侵入性较小，这允许维持或恢复可能开始具有由左心室功能障碍引起的功能障碍的其他心腔的正确功能。作为示例，随着时间的推移，左心室功能障碍会导致退化并因此也导致左心房的病理学；即
使单独矫正左心室，也可以重新建立左心房以及右心室和因此的右心房的适当工作。以此方式，根据本发明的假体允许恢复尚未完全受损的器官的其余部分。
[0108]
图5示出了根据本发明的假体的第二实施方式，该假体也旨在用于左心室，因此该假体是左心室假体，该第二实施方式与图2和图3所示的第一实施方式的不同之处在于内弹性膜的构造。特别地，尽管第一实施方式的内弹性膜250具有连续结构，但图5所示的第二实施方式的内弹性膜260具有由沿着弹性接合线267连接至彼此的多个弹性板265(可选地为六边形弹性板)形成的蜂窝状不连续结构。
[0109]
根据本发明的假体的其他实施方式可以具有内弹性膜，该内弹性膜具有与图5所示的结构不同的不连续结构，例如由沿着弹性接合线连接至彼此的多个弹性多边形板(比如五边形和/或六边形)形成的不连续结构。
[0110]
有利地，将外弹性膜200的内表面204连接至内弹性膜260的外表面的弹性系带290固定至形成蜂窝状不连续结构的弹性板265的(与弹性接合线267的端部重合的)顶端(即，顶点)(或者更一般地说，固定至形成不连续结构的弹性多边形板的顶端)。
[0111]
可选地，弹性接合线267的弹性系数大于弹性板265的弹性系数；在这种情况下，由内弹性膜260界定的最小体积总是大于零，从而增加了假体的操作的可靠性和效率。
[0112]
根据本发明的假体的其他实施方式可以具有外弹性膜，该外弹性膜具有由连接至彼此的多个弹性板形成的不连续结构，其中，这种不连续结构可以具有例如具有六边形板的蜂窝状构造、或者比如具有五边形和/或六边形形状的多边形板不连续结构。有利地，将外弹性膜的内表面连接至内弹性膜的外表面的弹性系带固定至形成外弹性膜的不连续结构的弹性板的顶端(与弹性接合线的端部重合)。此外，外弹性膜可能被穿孔。具有包括不连续结构的外弹性膜的实施方式可以设置有具有连续或不连续结构的内弹性膜。
[0113]
参照图6，可以观察到根据本发明的假体的第三实施方式，该假体仍然旨在用于左心室，因此该假体是左心室假体。代替对由间隙230界定的体积的液压或气动控制(通过泵340a将流体引入间隙230中或从间隙230抽吸流体)，根据本发明的假体的这种第三实施方式具有各自设置有多个可选地电绝缘的电极的外弹性膜205和内弹性膜255，电极配置成在通过相应的控制线缆206和256连接至外弹性膜205和内弹性膜255的电极的电子处理单元345a的控制下使外弹性膜205和内弹性膜255本身电气和/或电磁地极化。
[0114]
间隙230的体积变化由外弹性膜205和内弹性膜255的电气和/或电磁极性控制。在心室收缩期间(图6a所示)，电子处理单元345a控制电极使得外弹性膜205和内弹性膜255具有相同的电气和/或电磁极性，由此外弹性膜205和内弹性膜255相互排斥并增大间隙230的体积，从而类似于参照图3a所描述的导致收缩心搏射血到主动脉100中。在心房收缩期间(图6b所示)，电子处理单元345a控制电极使得外弹性膜205和内弹性膜255具有相反的电气和/或电磁极性，由此外弹性膜205和内弹性膜255相互吸引并减小间隙230的体积(可能直到归零)，从而类似于参照图3b所描述的那样促使血液从左心房20流动到内弹性膜255内部。
[0115]
在这方面，间隙230可以填充有液体(例如，血液相容性溶液)并且与作为液体储存器操作的至少一个可变体积弹性袋(图中未示出)流体连通，弹性袋可以定位在心肌内部(例如，靠近主动脉瓣80和/或靠近二尖瓣70)或定位在心肌外部；在心房收缩期间，液体从间隙230移位到弹性袋中(这增大弹性袋的体积)，并且在心室收缩期间，液体从弹性袋移位
到间隙230中(这减小弹性袋的体积)。代替液体或者与液体组合，间隙230可以填充气体(例如，氦气)，因为间隙230是可压缩的，可以将间隙230的压力从心房收缩期间的高值改变至心室收缩期间的低值，而不必要求间隙230与可变体积弹性袋流体连通(在这种情况下，可变体积弹性袋因此是可选的)。
[0116]
电子处理单元345a可以根据考虑中的(外或内)弹性膜(205或255)的特定区域的作用以随时间和幅度改变的方式控制外弹性膜205和内弹性膜255中的每一者的电气和/或电磁极性。特别地，电子处理单元345a可以利用相同的控制信号(也随时间变化)、或通过考虑将电极细分为不同组(例如，包括布置在外弹性膜205的基部中的一个或更多个电极的基部组、包括布置在外弹性膜205的中间壁中的一个或更多个电极的中间壁组和包括布置在外弹性膜205的心室心尖中的一个或更多个电极的心室心尖组)、或通过每个电极发送对应控制信号(也随时间变化)(其中，可能两个或更多个电极可以接收彼此相同的对应控制信号)来控制外弹性膜205的电极。类似地，电子处理单元345a也可以以相似的模式，即利用相同的控制信号(也随时间变化)，或利用用于电极被细分成的不同组的相应控制信号(也随时间变化)或利用用于每个电极的对应控制信号(也随时间变化)，来控制内弹性膜255的电极。在这方面，外弹性膜205的电极控制模式可以与内弹性膜255的电极控制模式相同或不同。
[0117]
控制假体的操作的电子处理单元345a的电力供应通过可选的可充电的并且可以容置在由患者携带的外部盒(或者甚至背包)中(以类似于图4中所示的方式)的电池(或蓄电池)进行。替代性地，如图7所示，与常规起搏器类似，电子处理单元345a连同用于其电力供应的电池可以经皮下植入在其心脏445中植入有左心室假体的患者440中。在这方面，可以类似于在起搏器中发生的那样来控制电极并且因此控制外弹性膜205和内弹性膜255的极性以及由此产生的间隙230的体积变化。同样在这种情况下，电子处理单元345a控制假体的操作，以便以适合患者440的特定bsa的幅度和速度调节内弹性膜255的扩张和压缩，其中，根据本发明的假体例如通过调节电气和/或电磁极性的强度以引起外弹性膜205与内弹性膜255之间的可变吸引力和排斥力来植入。
[0118]
包括图6的左心室假体和控制左心室假体的操作的电子处理单元345a的心脏辅助系统也可以用作半永久性桥或永久性假体系统。
[0119]
图6所示的左心室假体还设置有人造主动脉瓣530，该人造主动脉瓣530一体地联接至主动脉边界285，主动脉边界285界定假体的主动脉开孔280。这种人造主动脉瓣530允许克服由不适当的或病态的天然主动脉瓣引起的问题。在这种情况下，通过打开天然主动脉瓣或者替代性地通过微创经皮途径或通过非高度侵入性经心尖或经锁骨下途径，利用心脏手术技术有利地植入假体。一旦植入，人造主动脉瓣530推动天然主动脉瓣从而保持天然主动脉瓣打开，由此假体的主动脉开孔280的打开或闭合取决于人造主动脉瓣530的打开(如图6a所示，其中，人造主动脉瓣530的打开由凸起板梁535示意性地表示)或闭合(如图6b所示)。
[0120]
特别地，与用现有技术的人造主动脉瓣可获得的稳定性相比，根据本发明的与界定假体的主动脉开孔280的主动脉边界285一体地联接的人造主动脉瓣530具有更好的定位和更大的稳定性。特别地，人造主动脉瓣530的操作也可以由分布在瓣本身的部件上的特定电极控制，这些电极配置成通过这些部件的电气和/或电磁极性导致瓣打开和闭合，其中，
电极又由电子处理单元345a控制。此外，人造主动脉瓣530避免了植入之后残余反流的问题，该问题可能在传统的经皮人造主动脉瓣植入，也称为tavi(经主动脉瓣植入)的情况下发生。
[0121]
替代性地或与人造主动脉瓣530组合，根据本发明的假体的其他实施方式可以设置有人造二尖瓣。此外，根据本发明的假体的其中由间隙230界定的体积由泵控制的实施方式可以设置有人造二尖瓣，所述泵将流体引入到间隙230中或从间隙230中抽吸流体。
[0122]
必须指出的是，根据本发明的假体的其他实施方式既可以如图3和图4所示使用液压或气动控制，也可以如图6和图7所示使用电气和/或电磁控制，其中，这两种类型的控制配合以改变由间隙230界定的体积；特别地，在液压控制使用液体(例如，血液相容性溶液)的情况下，泵340a可以有利地替代电气和/或电磁控制的所述至少一个可变体积弹性袋(定位在心肌内部或外部)。而且，可以具有既控制泵340a又控制外弹性膜205和内弹性膜255的电极的单个电子处理单元。
[0123]
参照图8，可以观察到，根据本发明的假体的第四实施方式仍然旨在用于左心室，因此该假体是左心室假体，该假体旨在用于其心肌具有病理特征的患者，这些病理特征不允许以足够有效且可靠的方式使用左心室的内壁45，由此与左心室的内壁45一体的外弹性膜200不能足够有效且可靠地作为用于内弹性膜250的枢轴操作。作为示例而非限制，这是患有扩展型心肌病的患者的情况。
[0124]
图8所示的左心室假体与图6至图7所示的假体的不同之处在于，其还包括置于外弹性膜205与内弹性膜255之间的中间弹性膜225。中间弹性膜225具有与外弹性膜205和内弹性膜255的形状相似的形状，由此中间弹性膜22设置有第一开孔和第二开孔，该第一开孔和第二开孔的边界分别与外弹性膜205和内弹性膜255的第一开孔和第二开孔的边界一体地联接，以形成界定左心室假体的主动脉开孔的主动脉边界(配置成环绕并缝合在天然主动脉瓣80上)和界定左心室假体的二尖瓣开孔的二尖瓣边界(配置成环绕并缝合在天然二尖瓣70上)。同样在这种情况下，有利地，外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255的第一开孔的边界电焊接至彼此以形成主动脉边界；类似地，外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255的第二开孔的边界电焊接至彼此以形成二尖瓣边界。
[0125]
类似于外弹性膜205和内弹性膜255，甚至中间弹性膜225也设置有多个可选地电绝缘的电极，电极配置成在电子处理单元345b的控制下使中间弹性膜225本身电气和/或电磁地极化，电子处理单元345b还控制外弹性膜205和内弹性膜255的电气和/或电磁极性并且借助于相应的控制线缆206、226和256连接至外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255的电极。
[0126]
中间弹性膜225分别借助于多个外弹性系带290a和多个内弹性系带290b弹性地连接至外弹性膜205和内弹性膜255。每一个外弹性系带290a具有分别与外弹性膜205的内表面和中间弹性膜225的外表面(即，面向外弹性膜205的表面)一体地联接的两个端部；类似地，每一个内弹性系带290b具有分别与内弹性膜255的外表面和中间弹性膜225的内表面(即，面向内弹性膜205的表面)一体地联接的两个端部。每一个内弹性系带290b配置成从静置构型开始在受到导致其端部远离彼此移动的应力时被弹性地拉长；有利地，每一个外弹性系带290a也配置成从静置构型开始在受到导致其端部远离彼此移动的应力时被弹性地拉长。可选地，外弹性系带290a的弹性系数大于中间弹性膜225的弹性系数和外弹性膜205
的弹性系数；更可选地，外弹性系带290a的弹性系数根据外弹性系带所连接的中间弹性膜225的区域而变化。
[0127]
如上所述，外弹性膜205和内弹性膜255与图6至图7所示实施方式中的那些类似，由此外弹性膜205的外表面设置有多个常规夹持件210，这些夹持件配置成通过伸入左心室的组织中并且允许外弹性膜205稳定地植入而抓持至左心室的内壁45。
[0128]
此外，如外弹性膜205和内弹性膜255那样，中间弹性膜225的形态有利地接近左心室(假体旨在植入左心室中)的内壁45的形态，中间弹性膜225可选地包括两个凹口，两个凹口配置成接纳连接至二尖瓣70的左心室的前乳头肌和后乳头肌以及腱索，并且可以制成各种尺寸以适应不同患者的左心室的比容，这与患者的bsa有关联。在任何情况下，与外弹性膜205和内弹性膜255两者类似，即使中间弹性膜225的形态也不一定必须完全符合左心室(假体旨在植入左心室中)的内壁45的形态，因为中间弹性膜225的弹性允许补偿任何形态差异。
[0129]
此外，中间弹性膜225、以及外弹性膜205和内弹性膜255、以及外弹性系带290a和内弹性系带290b由生物相容性弹性材料制成，可选地由生物相容性弹性聚合物材料制成，更可选地由聚四氟乙烯(也称为eptfe)制成。
[0130]
外弹性膜205和中间弹性膜225借助于多个外弹性系带290a弹性地连接至彼此，在外弹性膜205与中间弹性膜225之间界定封闭的外间隙230a，该外间隙230a具有配置成弹性地可变的体积(即使这是不是本发明的必要特征)。中间弹性膜225和内弹性膜255通过多个内弹性系带290b弹性地连接至彼此，在中间弹性膜225与内弹性膜255之间界定封闭的内间隙230b，该内间隙230b具有配置成弹性地可变的体积，如稍后将详细描述的。
[0131]
特别地，参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜205、中间弹性膜225和多个外弹性系带290a。此外，内间隙230b作为主间隙操作，外间隙230a作为副间隙操作，多个内弹性系带290b作为多个主可变连接元件操作，并且多个外弹性系带290a作为多个副可变连接元件操作。
[0132]
中间弹性膜225可以具有连续结构和由连接至彼此的多个弹性板形成的不连续结构，其中，这种不连续结构可以具有例如具有六边形板的蜂窝状构造、或者比如具有五边形和/或六边形的多边形板的不连续结构。有利地，将外弹性膜的内表面连接至中间弹性膜的外表面的弹性系带以及将内弹性膜的外表面连接至中间弹性膜的内表面的弹性系带固定至形成中间弹性膜的不连续结构的弹性板的顶端(与弹性接合线的端部重合)。具有包括不连续结构的中间弹性膜的实施方式可以设置有具有连续或不连续结构的内弹性膜和具有连续或不连续结构的外弹性膜。
[0133]
同样在图8所示的假体的第四实施方式中，类似于图6所示的，电子处理单元345b控制外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255所有和其中每一者的电气和/或电磁极性，以改变内间隙230b的体积。特别地，中间弹性膜225的弹性系数不大于(即，小于或等于)、可选地小于(即中间弹性膜225的弹性较小)外弹性膜205的弹性系数。这允许中间弹性膜225作为用于内弹性膜255的枢轴操作，辅助内弹性膜255朝向左心室的中心和在相反方向朝向左心室的内壁45移位，从而允许由内弹性膜255界定的内体积的可靠、快速且有效的整体变化。特别地，相对于中间弹性膜225在基本上静态的(即，恒定的)参考位置所呈现的构型(可选地为静置构型)，中间弹性膜225可选地配置成相对于外弹性膜205和内弹性膜
255的扩张幅度仅扩张一点，并且基本上完全不压缩。
[0134]
在这方面，电子处理单元345b控制外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255所有和其中每一者的电气和/或电磁极性，使得中间弹性膜225呈现在内部限定患者的生理心室舒张末期体积的基本上静态的(即恒定的)位置，并且使得内弹性膜255相对于中间弹性膜225移动，从而周期性地改变内间隙230b的体积。特别地，在心房收缩期间(如图8b所示)，电子处理单元345b控制外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255所有和其中每一者的电气和/或电磁极性，使得内弹性膜255和中间弹性膜225相互吸引并且将内间隙230b的体积(可选地)减小至零，从而类似于参照图3b所描述的那样促使血液从左心房20流动到内弹性膜255内部。在心室收缩期间(图8a所示)，电子处理单元345b控制外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255所有和其中每一者的电气和/或电磁极性，使得中间弹性膜225和内弹性膜255彼此排斥并增大内间隙230b的体积，从而类似于参照图3a所描述的那样导致收缩心搏射血到主动脉100中。
[0135]
在第一操作模式下，电子处理单元345b保持中间弹性膜225的极性恒定，并且动态地改变外弹性膜205和内弹性膜255的极性。特别地，在心动周期期间，电子处理单元345b还动态地改变外弹性膜205的极性以防止内弹性膜255的极性变化引起中间弹性膜225相对于在内部限定患者的生理心室舒张末期体积的基本上静态的(即，恒定的)参考位置的移位。换言之，在这种第一操作模式下，外间隙230a的体积保持基本上恒定。
[0136]
图8中所示的假体的其他操作模式可以具有电子处理单元345b，该电子处理单元345b也动态地改变中间弹性膜225的极性，而不是保持中间弹性膜225的极性恒定。即使在这些其他操作模式下，外间隙230a的体积也可以保持基本上恒定。
[0137]
此外，图8中所示的假体的其他操作模式可以具有电子处理单元345b，该电子处理单元345b控制外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255所有和其中每一者的电气和/或电磁极性，以除了改变内间隙230b的体积之外，还改变外间隙230a的体积。
[0138]
类似于图6的假体的间隙230，内间隙230b可以填充有液体(例如，血液相容性溶液)，并且与作为液体储存器操作的至少一个可变体积弹性袋(图中未示出)流体连通，弹性袋可以定位在心肌内部(例如，靠近主动脉瓣80和/或靠近二尖瓣70)或定位在心肌外部；在心房收缩期间，液体从内间隙230b移位到弹性袋中(这增大弹性袋的体积)，并且在心室收缩期间，液体从弹性袋移位到内间隙230b中(这减小弹性袋的体积)。代替液体或者与液体组合，内间隙230b可以填充气体(例如，氦气)，因为内间隙230b是可压缩的，可以将内间隙230b的压力从心房收缩期间的高值改变至心室收缩期间的低值，而不必要求内间隙230b与可变体积弹性袋流体连通(在这种情况下，可变体积弹性袋因此是可选的)。
[0139]
在其中外间隙230a的体积保持基本上恒定的操作模式下，这可以利用预定量的液体(例如，血液相容性溶液)或气体(例如，氦气)进行填充。
[0140]
在图8所示的假体的其中外间隙230a的体积也变化的其他操作模式下，这可以利用液体(例如，血液相容性溶液)进行填充并且与定位在心肌内部(例如，靠近主动脉瓣80和/或靠近二尖瓣70)或定位在心肌外部的至少一个可变体积弹性袋(图中未示出)流体连通，可能与内间隙230b与其流体连通的所述至少一个可变体积弹性袋重合。代替液体或与液体组合，外间隙230a可以填充气体(例如，氦气)，因为外间隙230a是可压缩的，外间隙230a可以改变其压力，而不必要求外间隙230a与可变体积弹性袋流体连通(在这种情况下，
可变体积弹性袋因此是可选的)。
[0141]
仍然旨在用于左心室的根据本发明的假体的第五实施方式与图8所示的不同之处在于：代替通过外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255的极性来电气和/或电磁地控制内间隙230b的体积(和可能的外间隙230a的体积)，内间隙230b的体积(和可能的外间隙230a的体积)借助于泵(或两个泵)通过液压或气动控制来改变，所述泵将流体引入到内间隙230b中或从内间隙230b中抽吸流体(并且可能引入到外间隙230a中)，类似于针对图2至图5的假体所图示的。在这种情况下，假体可以在植入之前已经设置有(至少)用于进入内间隙230b的管道的一部分，该管道将存在于外弹性膜205上的(至少)一个对应的进入孔与内间隙230b连接；在植入阶段期间，外科医生将对应的管道缝合在这种进入孔的(可选地不透射线的)边界上，该管道与管道部分一起将外部泵与泵控制其体积变化的内间隙230b连接。
[0142]
必须指出的是，根据本发明的旨在用于左心室并具有外弹性膜205、中间弹性膜225和内弹性膜255的假体的其他实施方式可以使用液压或气动控制以及电气和/或电磁控制，其中，这两种类型的控制在由内间隙230b界定的体积的变化(以及可能由外间隙230a界定的体积的变化)中配合。
[0143]
根据本发明的假体的其他实施方式旨在用于另外三个心腔，即左心房20、右心室30和右心房10中的一个心腔，并且类似于针对图2至图8所示的假体所图示的实施方式；即：
[0144]-旨在用于左心室40与右心室30之间的假体具有配置成环绕并缝合在它们旨在用于的心腔的两个天然瓣上的第一开孔和第二开孔；可选地，假体的弹性膜的侧表面的形状可以包括没有夹持件的三个凹口，三个凹口配置成接纳连接至三尖瓣50的右心室的乳头肌，以免使假体干扰乳头肌本身；
[0145]-旨在用于左心房20的假体具有配置成环绕并缝合在天然二尖瓣70上的第一开孔，以及配置成与至少一个相应肺静脉130的口部相对应地缝合的至少一个第二开孔；
[0146]-旨在用于右心房10的假体具有配置成环绕并缝合在天然三尖瓣50上的第一开孔，以及配置成与上腔静脉120和/或下腔静脉125相对应地缝合的一个或更多个第二开孔；
[0147]-假体具有借助于弹性系带弹性地连接至彼此的两个或三个膜，由此假体包括：外弹性膜和内弹性膜，外弹性膜和内弹性膜在外弹性膜与内弹性膜之间界定封闭的间隙，该间隙具有配置成弹性地可变的体积；或者置于外弹性膜与内弹性膜之间的中间弹性膜，外弹性膜和内弹性膜与该中间弹性膜界定封闭的外间隙和封闭的内间隙，该封闭的内间隙和封闭的内间隙具有配置成弹性地可变的体积，并且其中，外弹性膜配置成通过夹持件抓持至达心腔的内壁；
[0148]-假体具有配置成执行液压或气动控制的至少一个泵和/或配置成控制弹性膜的电气和/或电磁极性的电子处理单元，弹性膜设置有电极，以控制具有相关心动周期和阶段的可变体积间隙的体积变化；
[0149]-类似于图6所示的左心室假体，假体可以设置有至少一个人造瓣。
[0150]
特别地，假体的弹性膜的弹性系数也可以根据每个假体所旨在用于的特定心腔而不同。
[0151]
与针对图2至图8所示的左心室假体所图示的类似，还旨在用于另外三个心腔，即左心房20、右心室30和右心房10中的一个心腔的根据本发明的假体可以利用心脏手术技术或替代性地通过微创经皮途径或通过非高度侵入性经心尖或经锁骨下途径，通过特定心腔
的特定通路来植入。作为示例而非限制，旨在用于右心室，因此作为右心室假体的根据本发明的假体可以通过打开三尖瓣或肺动脉瓣利用心脏手术技术来植入。
[0152]
根据本发明的心腔假体组件也可以旨在用于多于一个的心腔。
[0153]
作为示例，图9示出了旨在用于左心室40和左心房20的心腔假体组件的第一实施方式。特别地，该组件包括类似于图3所示的配置成植入左心室40中的左心室假体，和也类似于图3所示的假体的配置成植入左心房20中的左心房假体。特别地，图9所示的组件的左心房假体包括借助于多个弹性系带290弹性地连接至彼此的外弹性膜600和内弹性膜650，弹性系带290在外弹性膜600与内弹性膜650之间界定封闭的间隙630，该间隙630具有配置成弹性地可变的体积，并且其中，外弹性膜650配置成通过多个夹持件210抓持左心房20的内壁25。左心房假体的外弹性膜600和内弹性膜650设置有第一开孔和第二开孔，第一开孔和第二开孔的边界一体地联接至彼此，以分别形成界定二尖瓣开孔并且配置成环绕并缝合在天然二尖瓣70上的二尖瓣边界675以及界定用于肺静脉130的出口口部的开孔并且配置成与肺静脉130的出口口部对应地环绕并缝合的肺静脉边界685。左心房假体的其他实施方式可以具有两个或更多个第二开孔，两个或更多个第二开孔的边界一体地联接至彼此以形成两个或更多个肺静脉边界，肺静脉边界界定用于肺静脉130的出口口部的两个或更多个相应开孔，并且其中，两个或更多个相应开孔中的每个开孔配置成与相应肺静脉130的出口口部对应地环绕并缝合。
[0154]
类似于针对左心室假体(图3所示)所图示的，间隙630配置成接纳可变量的流体，即液体，比如血液相容性溶液，例如无菌盐水溶液，或者气体，例如氦气，以动态地改变间隙630本身的体积，并因此改变由内弹性膜650的内表面654界定的可弹性变化体积。为此，间隙630可通过布置在外弹性膜600上的(至少)一个进入孔进入，在假体植入左心房中之后，管道360缝合在该孔上，其中，管道360将间隙630连接至外部(液压或气动)泵340b，泵340b通过管道330也连接至左心室假体的间隙230；替代性地，间隙630可以连接至与左心室假体的间隙230所连接的泵分开的外部泵。可选地，该(至少一个)进入孔的边界可以由不透射线的材料制成和/或外科医生可以在外弹性膜600上的任何位置中制作进入孔，类似于先前针对图3所示的左心室假体所图示的。
[0155]
特别地，对于图9的左心房假体，参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜600，二尖瓣边界675作为出口边界操作，天然二尖瓣70作为天然出口瓣操作，肺静脉的边界685作为入口边界操作，肺静脉130的出口口部作为心腔的入口开孔操作，间隙630作为主间隙操作，并且多个弹性系带290作为多个主可变连接元件操作。
[0156]
代替通过(至少)一个泵340b的液压或气动控制或者与通过(至少)一个泵340b的液压或气动控制相结合，旨在用于左心室40和左心房20的心腔假体组件的其他实施方式可以具有由电子处理单元执行的电动和/或电磁控制，该电子处理单元配置成控制左心室40和左心房20的假体的设置有电极的弹性膜的电气和/或电磁极性，类似于针对图6所示的假体所图示的。在这种情况下，间隙230和630可以填充有液体(例如血液相容性溶液)，并且可以通过连通管道彼此流体连通(代替至少一个可变体积弹性袋或与至少一个可变体积弹性袋一起)：在心房收缩期间，电气和/或电磁控制增大间隙630的体积并减小间隙230的体积，从而使液体从间隙230移动至间隙630；在心室收缩期间，电气和/或电磁控制减小间隙630的体积并增大间隙230的体积，从而使液体从间隙630移动至间隙230。可选地，间隙230与间
隙630之间的这种连通管道可以由外科医生在与间隙230和630相对应地植入至左心室40和左心房20的假体期间在这些间隙中的至少一个间隙已经填充有液体之后缝合。
[0157]
心腔假体组件的其他实施方式也可以包括一个或更多个人造心脏瓣。作为示例而非限制，图10示出了旨在用于左心室40和左心房20的心腔假体组件的第二实施方式，该心腔假体组件与图9所示的心腔假体组件的不同之处在于：该左心房假体设置有一体地联接至二尖瓣边界675的人造二尖瓣540，二尖瓣边界675界定假体的二尖瓣开孔。这种人造二尖瓣540允许克服由不足的或病理性的天然二尖瓣引起的问题，由此假体的二尖瓣开孔的打开或闭合取决于人造二尖瓣540的打开(如图10b所示，其中，人造二尖瓣540的打开由凸起板梁545示意性地表示)或闭合(如图10a所示)。必须指出的是，旨在用于左心室40和左心房20的两个假体可以与相应的二尖瓣边界275和675对应地联接至彼此，并且在这种情况下，心腔假体的组件也可以在二尖瓣边界275和/或二尖瓣边界675未缝合在天然二尖瓣70上的情况下植入。
[0158]
图11示出了旨在用于左心室40、右心室30和右心房10的心腔假体组件的第三实施方式。特别地，该组件包括与图9所示的假体类似的左心室假体和左心房假体，以及与图3所示的假体类似的配置成植入右心室30的右心室假体。特别地，图11所示的组件的右心室假体包括借助于多个弹性系带290弹性地连接至彼此的外弹性膜700和内弹性膜750，弹性系带290在外弹性膜700与内弹性膜750之间界定封闭的间隙730，该间隙730具有配置成弹性地可变的体积，并且其中，外弹性膜750配置成通过多个夹持件210抓持右心室30的内壁35。右心室假体的外弹性膜700和内弹性膜750设置有第一开孔和第二开孔，第一开孔和第二开孔的边界一体地联接至彼此，以分别形成界定肺动脉瓣开孔并且配置成环绕并缝合在天然肺动脉瓣60上的肺动脉瓣边界785以及界定三尖瓣开孔并且配置成环绕并缝合在天然三尖瓣50上的三尖瓣边界775。
[0159]
特别地，对于图11的右心室假体，参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜700，肺动脉瓣边界785作为出口边界操作，天然肺动脉瓣60作为天然出口瓣操作，三尖瓣边界775作为入口边界操作，三尖瓣作为天然入口瓣操作，心腔的至少一个入口开孔包括天然入口瓣，间隙730作为主间隙操作，并且多个弹性系带290作为多个主可变连接元素操作。
[0160]
类似于针对左心室假体(图3所示)所示的，间隙730配置成接纳可变量的流体，即液体，比如血液相容性溶液，例如无菌盐水溶液，或者气体，例如氦气，以动态地改变间隙730本身的体积，并因此改变由内弹性膜750的内表面754界定的可弹性变化体积。为此，间隙730可通过布置在外弹性膜700上的(至少)一个进入孔进入，在假体植入右心房中之后，管道370缝合在该孔上，其中，管道370将间隙730连接至外部(液压或气动)泵340c。可选地，该(至少一个)进入孔的边界可以由不透射线的材料制成和/或外科医生可以在外弹性膜700上的任何位置中制作进入孔，类似于先前针对图3所示的左心室假体所图示的。
[0161]
同样在这种情况下，代替液压或气动控制或者与液压或气动控制相结合，图11的假体组件可以具有由电子处理单元执行的电气和/或电磁控制，该电子处理单元配置成控制设置有电极的内弹性膜750和外弹性膜700的电气和/或电磁极性。在这种情况下，间隙730可以填充有液体(例如血液相容性溶液)，并且可以与(至少)一个可变体积弹性袋流体连通：在心室收缩期间，电气和/或电磁控制增大间隙730的体积，从而使液体从弹性袋移动至同一间隙730；在心房收缩期间，电气和/或电磁控制减小间隙730的体积，从而使液体从
间隙730移动至弹性袋。
[0162]
此外，图11的假体组件还可以包括一个或更多个人造心脏瓣。
[0163]
图12示出了旨在用于左心室40、左心房20、右心室30和右心房10的心腔假体组件的第四实施方式。特别地，该组件包括与图9所示的假体类似的右心房假体和左心房假体、以及与图11所示的假体类似的右心室假体以及配置成植入右心房10中的右心房假体。特别地，图12所示的组件的右心房假体包括借助于多个弹性系带290弹性地连接至彼此的外弹性膜800和内弹性膜850，弹性系带290在外弹性膜800与内弹性膜850之间界定封闭的间隙830，该间隙830具有配置成弹性地可变的体积，并且其中，外弹性膜850配置成通过多个夹持件210抓持心房10的内壁15。右心房假体的外弹性膜800和内弹性膜850设置有第一开孔和两个第二开孔，第一开孔和两个第二开孔的边界一体地联接至彼此以分别形成：三尖瓣边界885，该三尖瓣边界885界定三尖瓣开孔并且配置成环绕并缝合在天然三尖瓣50上；上腔静脉边界875a，该上腔静脉边界875a界定上腔静脉开孔并且配置成环绕并缝合在上腔静脉120的出口口部上；以及下腔静脉边界875b，该下腔静脉边界875b界定下腔静脉开孔并且配置成环绕并缝合在下腔静脉125的出口口部上。
[0164]
特别地，对于图12的右心房假体，参考支撑弹性膜结构包括外弹性膜800，三尖瓣边界885作为出口边界操作，天然三尖瓣50作为天然出口瓣操作，上腔静脉边界875a和下腔静脉边界875b作为入口边界操作，上腔静脉120和下腔静脉125的出口口部作为心腔的入口开孔操作，间隙830用作主间隙操作，并且多个弹性系带290作为多个主可变连接元件操作。
[0165]
类似于针对左心室假体(图3所示)所图示的，间隙830配置成接纳可变量的流体，该流体特别地为液体，比如血液相容性溶液，例如无菌盐水溶液，或者该流体为气体，例如氦气，以动态地改变间隙830本身的体积，并因此改变由内弹性膜850的内表面854界定的可弹性变化体积。为此，间隙830可通过布置在外弹性膜800上的(至少)一个进入孔进入，在假体植入右心房中之后，管道380缝合在该孔上，其中，管道380将间隙830连接至外部(液压或气动))泵340d，泵340d通过管道370也连接至右心室假体的间隙730；替代性地，间隙830可以连接至与右心室假体的间隙730所连接的泵分开的外部泵。可选地，该(至少一个)进入孔的边界可以由不透射线的材料制成和/或外科医生可以在外弹性膜800上的任何位置中制作进入孔，类似于先前针对图3所示的左心室假体所图示的。
[0166]
同样在这种情况下，替代液压或气动控制或与液压或气动控制相结合，图12的假体组件可以具有由电子处理单元执行的电气和/或电磁控制，该电子处理单元配置成控制设置有电极的内弹性膜850和外弹性膜800的电气和/或电磁极性。在这种情况下，间隙730和830可以填充有液体(例如血液相容性溶液)，并且可以通过连通管道彼此流体连通(代替至少一个可变体积弹性袋或与至少一个可变体积弹性袋一起)：在心房收缩期间，电气和/或电磁控制增大间隙830的体积并减小间隙730的体积，从而使液体从间隙730移动至间隙830；在心室收缩期间，电气和/或电磁控制减小间隙830的体积并增大间隙730的体积，从而使液体从间隙830移动至间隙730。
[0167]
此外，图12的假体组件还可以包括一个或更多个人造心脏瓣。在这方面，必须指出的是，在假体组件设置有人造三尖瓣的情况下，旨在用于右心室30和右心房10的两个假体可以与它们各自的三尖瓣边界775和885对应地联接至彼此，并且心腔假体的组件也可以在三尖瓣边界775和/或三尖瓣边界885未缝合在天然三尖瓣50上的情况下植入。
[0168]
尽管图9至图12所示的心腔假体组件的实施方式仅包括仅具有内弹性膜和外弹性膜的假体，但必须指出的是，代替两膜假体或与两膜假体相结合，根据本发明的心腔假体组件的其他实施方式可以甚至包括心腔假体，该心腔假体还具有置于内弹性膜与外弹性膜之间的中间弹性膜，类似于针对图8所示的假体所图示的，其中，间隙的体积变化通过液压或气动控制以及/或者电气和/或电磁控制来控制。例如，在具有扩展心房的肥厚病理患者中，可以植入包括具有两个膜的左心室假体和具有三个膜的左心房假体的假体组件。
[0169]
必须指出的是，根据本发明的心腔假体的其他实施方式可以包括主(和副)可变连接元件，可选地为弹性可变连接元件，其将膜连接至彼此，例如配置成呈现包括在收缩构型与扩张构型之间的构型的纳米技术结构，在收缩构型中，连接的膜处于第一极限距离，在扩张构型中，连接的膜处于大于第一极限距离的第二极限距离。作为示例，这样的纳米技术结构可以包括两个杆，每个杆自身的端部连接至彼此铰接(可选地在杆的中央区域中)的相应的膜。
[0170]
根据本发明的心腔假体和相关组件可以在相应的弹性膜上配备传感器(例如，机械传感器、压电传感器或电传感器)，传感器配置成检测心动周期的各个阶段期间的压力变化和心电图。以此方式，可以驱动可变体积间隙的体积变化控制的调整以获得更好的整体生理性能。例如，在左心室内部，压力传感器可以允许通过被称为pram的技术(在文献wo 00/64339中描述)来处理控制信号。该处理可以用于确定由植入相关假体的特定心腔中的内膜界定的体积的变化时间和幅度。
[0171]
如上所述，根据本发明的心腔假体和相关组件有利地通过液压或气动控制以及/或者电气和/或电磁控制来控制，有利地通过如植入在起搏器中的eprom支持存储器来控制。这可以控制植入四个心腔中的相应的一个或更多个心腔中的一个假体或更多个假体。
[0172]
上文已经描述了本发明的优选实施方式并提出了许多变型，但是应当理解的是，本领域技术人员可以在不脱离如由所附权利要求所限定的本发明的保护范围的情况下做出其他变型和改变。