心脏检查过程中用于跳动的心脏的后负荷装置的制造方法
【专利摘要】在此披露一种用于心脏的检查装置。一种连接到主动脉的后负荷装置通过界定在一个刚性圆柱体与插入到该刚性圆柱体中的一个弹性管之间的一个环形空间提供反压力。该环形空间包括一种可压缩介质，诸如空气、氮气或二氧化碳，并且连接到一个储存器上，该储存器提供对应于一个舒张压的一个预定压力。该储存器经由一个限制阀和一个回流阀连接到该环形空间上。在心脏舒张期间，该环形空间由该储存器膨胀并且提供用于提供冠状流动的一个舒张反压力。在心脏收缩期间，来自心室的喷射流体通过对该储存器的限制置换该环形空间内的该介质，从而从该流体移除能量。该可压缩介质形成一种顺应性。另外，存在一种前负荷装置，该前负荷装置包括形成一个流体柱的一根垂直可坍缩管，以用于利用希望前负荷压力对心房进行前负荷，而不将空气引入该流体中。一个泵将流体传送到该前负荷装置并且将流体从该后负荷装置移除。
【专利说明】
心脏检查过程中用于跳动的心脏的后负荷装置
技术领域
[0001]本发明涉及一种用于器官检查，确切地说当该器官是心脏时的方法和装置。
【背景技术】
[0002]在来自伦敦大学学院生理学研究所的F P诺尔顿(F P Knowlton)和E H斯塔林(EH Starling) 1912年发表的标题为“温度和血压的变化对离体哺乳动物心脏的性能的影响(The influence of variat1ns in temperature and blood-pressure on theperformance of the isolated mammalian heart)”的文章中，披露可能在大致正常情况下确定左心室的输出，并且随意变化动脉阻力、静脉压、心脏填充或供应到心脏的血液温度的方法。此装置是用于确定心脏的输出的许多后来研发的后负荷装置的基础。
[0003]在妮可韦斯特霍夫(Nico Westerhof )、贾恩-威廉拉赫达尔(Jan-WillemLankhaar)和贝伦德E韦斯特霍夫(Berend E.Westerhof)在2008年发表的、标题为“动脉弹性腔(The arterial Windkessel)”的另一文章中，披露所谓的弹性腔模型的集中模型。
[0004]如下文更详细论述的，先前已知的装置具有多个缺点，最显著的是它不能允许心脏产生正常的心脏舒张。如果如所描述地使用离体心脏模型，不会获得适当的心脏功能。
[0005]因此，存在对一种更好的后负荷装置的需要，该后负荷装置不会使心脏负荷有大量体积的流体。此外，存在对一种前负荷装置的需要，其中最小化或移除包括空气进入流体流的风险。此外，需要许多其他改进。
【发明内容】
[0006]因此，本发明的一个目的是单独或以任何组合形式减轻、缓和或消除一个或多个以上认定的不足和缺点。
[0007]因此，提供根据本发明的一种后负荷装置，该后负荷装置模拟由身体自身产生的心脏的后负荷。具体地，提供朝向该流的希望阻力以及与小惯性负荷一起的希望顺应性。提供一种前负荷装置，其中移除空气到流体流中的引入。
[0008]根据第一方面，提供一种在心脏检查过程中用于一个跳动的心脏的后负荷装置，由此该心脏配备有流到该心脏的一个左心房或右心房的一个流体流，并且该后负荷装置连接到该心脏的一个左心室或右心室上，所述后负荷包括:一个惯性装置，该惯性装置包括连接到该心室上的一根管并且封闭提供一种惯性的一个流体体积;一个顺应性装置，该顺应性装置被安排在该管之后并且提供一种顺应性，所述顺应性装置包括在一侧与所述流体接触并且在另一侧与一个第一介质体积接触的一个隔膜;一个第一限制装置，该第一限制装置被安排成与隔膜装置相邻并且向该流体流提供一个阻力。该后负荷装置包括一个第二限制装置，该第二限制装置在一端连接到由所述隔膜封闭的该第一介质体积上并且在另一端连接到一个第二介质体积上，以用于向从所述第一介质体积到所述第二介质体积的介质流动提供一个介质流动阻力。
[0009]在一个实施例中，一个回流阀可以与所述第二限制装置并行连接，并且被安排成防止从所述第一介质体积到所述第二介质体积的流并且允许从所述第二介质体积到所述第一介质体积的流，由此所述第一介质体积中的压力将总是等于或大于所述第二介质体积中的压力。该介质可以是一种可压缩介质，诸如气体，并且所述第二介质体积中的该压力保持在对应于一个希望收缩压的一个压力下。该气体可以是空气、氮气、二氧化碳气体、氩气、蒸汽及其任何组合中的任何一种。
[0010]在另一实施例中，该第一限制装置是一个动力流动限制装置，该动力流动限制装置在同一次心跳期间在低流量下具有大阻力并且在高流量期间具有小阻力。该顺应性装置可进一步包括:一个刚体和安排在该刚体内部的一个隔膜管，以用于在所述刚体与所述隔膜管之间形成一个环形空间，该环形空间限定所述第一介质体积；由此由该心脏在心脏收缩期间经由第一管提供的流体经由对该第二介质体积的限制置换所述环形空间内部的所述介质，因此在心脏收缩期间朝向该流体流的一个介质阻力被提供并且在心脏舒张期间一个逆向流体流被提供以便提供冠状流。
[0011]—个可调整体积可连接到所述第一介质体积上以便形成一种可调整顺应性。可安排用于在主动脉的逆向灌注与该主动脉的正常灌注之间切换的一个阀。
[0012]在另一实施例中，该后负荷装置可包括:安排成与该环形空间的一个入口相邻的多个叶片，这些叶片用于保持其一个入口打开，以及安排成与该环形空间的一个出口相邻的多个叶片，这些叶片用于使其一个出口保持打开。
[0013]该第一限制装置可包括一个中心插塞和多个环形狭缝，在一次单个心跳期间，这些环形狭缝在心脏收缩开始时由所述隔膜装置覆盖以用于提供一个大阻力，并且由此这些狭缝在该心脏收缩期间不被覆盖以用于降低该阻力。
[0014]该后负荷装置可以与一种前负荷装置一起使用，该前负荷装置包括:一个柔性且可坍缩圆柱形管，该管大致垂直安排并且以一个希望流速填充有流体，由此在该可坍缩圆柱形管的底部形成一个流体柱并且由此该流体柱上方的管坍缩，由此在该流体柱上方生成一个大气压，由此一个预定负荷压力被提供来填充该心房。该前负荷装置可进一步包括用于移除该可坍缩管内部的可能空气的一个脱气装置。
【附图说明】
[0015]通过参考附图的本发明的实施例的以下详细说明，本发明另外的目的、特征和优点将会变得清楚，其中:
[0016]图1是根据本发明的第一实施例连接到心脏的两个心室上的后负荷装置的截面的部分示意图；
[0017]图2a、2b、2c和2d是在一次心跳期间处于多个连续位置的根据图2的该后负荷装置的截面视图；
[0018]图3是根据本发明的多个实施例的对应于循环系统的电气图；
[0019]图4是根据本发明的第一实施例的一个前负荷装置的示意图；
[0020]图5是根据本发明的一个实施例的检查系统的左循环系统和右循环系统的完整回路的不意图；
[0021]图6是本发明的一个可替代循环系统实施例的类似于图5的示意图；
[0022]图7a是根据本发明的第二实施例的该前负荷装置的示意图；
[0023]图7b是根据本发明的第三实施例的该前负荷装置的示意图；
[0024]图8a是类似于图3a的示出该后负荷装置的另一实施例的示意图；
[0025]图Sb是类似于图3a的示出不希望的流体流特征的示意图；
[0026]图8c是类似于图3a的示出后负荷装置的再一实施例的示意图；?0027]图8d是类似于图3a的示出后负荷装置的再一实施例的示意图；
[0028]图9是该后负荷装置的又一实施例的截面视图；
[0029]图10是示出心室压以及该后负荷装置中的一个环形空间中的压力的压力曲线图；
[0030]图11是对应于根据图9的该实施例的该后负荷装置的图；
[0031]图12是根据该后负荷装置的一个实施例的包括多个叶片和一个中心插塞的一个连接部分的透视图。
【具体实施方式】
[0032]下面，将描述本发明的若干实施例。出于说明目的描述这些实施例，以便使技术人员能够实施本发明并披露出最佳模式。然而，此类实施例并不限制本发明的范围。此外，示出并论述特征的特定组合。然而，不同特征的其他组合可能处在本发明的范围内。
[0033]在从US 7045279已知的一个装置中，通常将心脏的主动脉经由一个管连接到一个后负荷容器上。该后负荷容器保持在该心脏上方的一个高度以便提供例如大约70mmHg的舒张压。该管的直径应当与该主动脉的大小大约相同，例如大约25mm。因此，该管中的流体体积可以是大概0.5公升。当该心脏在心脏收缩的开始时收缩时，左心室首先以等容量心室收缩收缩，在这期间主动脉瓣闭合。当该左心室内部的压力已经增加到超过该主动脉瓣(即，70mmHg)时，该主动脉瓣打开并且该左心室开始喷射流体。然而，该管中大约500ml的水柱现在叠加在可以是大约130ml的该左心室的内容上。因此，该左心室必须使该管中的整个流体柱加速，由于该流体柱的相当大的惯性，这需要一些时间。因此，心室压和主动脉压上升，但是喷射速度缓慢。该主动脉瓣的开口处的压力曲线将存在不连续性。这将致使该左心室的过载，这可使该左心室的体积延伸并且最后可产生左心室充血。
[0034]当该左心室停止收缩时，该流体柱具有特定的向上流速。由于该流体柱的高惯性，该流动不能立即逆转，但是该流动继续向上一段时间，在此期间在该左心室内部形成一个负压。在此期间，另外的流体从该左心室喷射出。在此阶段过程中，该左心室内部的该负压是非生理的并且可产生多个问题并且可扩散到该心房，这是所不希望的。
[0035]在该流体柱的速度返回到零之后，该流动的逆转发生，因此该主动脉瓣闭合。该流体柱的高惯性和重量现在将对该主动脉瓣产生影响，该主动脉瓣暴露于大的力以便停止逆流，这可产生主动脉瓣问题。
[0036]如果该管中的流量很高，将不形成舒张压，但是该心脏暴露于较低舒张压，这导致冠状动脉中的下位流动，这是折衷的。
[0037]因此，明显的是该管中的该流体柱将该左心室和主动脉瓣暴露于力，这不会发生在正常的身体中。
[0038]在心脏在身体中的自然位置中，该顺应性通过该主动脉提供，并且与如上文提及的后负荷房室相比此顺应性被提供成更接近于该左心室。在喷射期间作用在身体中的该左心室上的流体的惯性比该管的该流体柱小得多。身体的阻力通过多个微动脉和毛细管提供，并且此阻力比抵抗该管的摩擦力大。事实上，该主动脉和血管用作类似于分布元件模型或传输线模型的负荷，这在电气系统理论中是众所周知的。弹性腔模型是使生理学适配于更容易构造的集总元件模型的尝试。
[0039]因此，存在对一种后负荷装置的需要，该后负荷装置能够更近似地模拟身体对左心室操作和右心室操作的响应。接近该心室的出口需要一种顺应性。另外，进一步参见下文，在该顺应性之前的流体体积应当相对较小，比该心室的体积小，或者甚至比射血分数小，该射血分数通常为大约50ml。此外，应当提供一个特定阻力。另外，参数应当能够被调整，这样使得该左心室和该主动脉瓣暴露于来自该后负荷装置的与正常身体中大致类似的压力响应，并且这样使得不同的负荷情况可以被模拟。另外，该右心室和肺动脉辦可以配备有与该左心室类似的后负荷装置。
[0040]还存在对一种前负荷装置的需要，该前负荷装置不引入空气，并且能够更近似地模拟针对该左心房和该右心房的身体操作。
[0041]另外，存在对一种后负荷装置的需要，该后负荷装置提供针对每次心跳的相同舒张反压力和相同的初始阻力，并且与流速无关。以此方式，该心脏暴露于的情况将被标准化并且对于每次心跳来说是相同的。
[0042]通常认识到，为了控制一个过程，控制系统应当具有比待被控制的系统更快速的响应特性。通常，该控制系统应当比该受控系统快至少十倍。在本文中，这转化为下述事实:用于提供心室后负荷的一种介质应当具有与心脏自身中的流体相比快十倍的响应时间。由于其具有过高的惯性，这种快速响应时间不能通过一个液柱提供。因此应当考虑具有至少十倍低的惯性的一种介质。这种介质是例如气体，诸如空气、二氧化碳或氮气。下面，空气将用作一个实例。
[0043]本实施例包括一种连接到该主动脉上的后负荷装置，该后负荷装置通过界定在一个刚性圆柱体与插入到该刚性圆柱体中的一个弹性管之间的一个环形空间提供反压力。该环形空间包括一种可压缩介质，诸如空气、氮气或二氧化碳，并且连接到一个储存器上，该储存器提供对应于一个舒张压的一个预定压力。该储存器经由一个限制阀和一个回流阀连接到该环形空间上。在心脏舒张期间，该环形空间由该储存器膨胀并且提供用于提供冠状流动的一个舒张反压力。在心脏收缩期间，来自心室的喷射流体通过对该储存器的限制置换该环形空间内的该介质，从而从该流体移除能量。该可压缩介质形成一种顺应性。
[0044]另外，本实施例包括一种前负荷装置，该前负荷装置包括形成一个流体柱的一个垂直可坍缩管以用于利用希望的前负荷压力对该心房进行前负荷，而不将空气引入该流体中。一个栗将流体传送到该前负荷装置并且将流体从该后负荷装置移除。
[0045]图1示出了根据本发明的第一实施例的一种后负荷装置，该后负荷装置在心脏已经被收集以后连接到主动脉的剩余部分上。该心脏仍在跳动。
[0046]该心脏以截面形式部分地示意性示出。传统上在教科书中将心脏示出为“倒置的”，这样使得左心房和左心室被示出在图中的右侧并且右心房和右心室被示出为在图中的左侧。
[0047]心脏I在收集过程中从对应的动脉和静脉切割下来。因此，提供主动脉2、肺动脉3、上腔静脉4、下腔静脉5以及肺静脉6的剩余部分。为了简单起见，下文引用主动脉2是指在心脏已经被收集之后主动脉的剩余部分，并且对于上文提及的其他血管也是一样。
[0048]在根据本发明的多个实施例的系统中，流体的流大致(aproximally)如下。
[0049]该流体经由一个单独形成的开口(未示出)引入到右心房7，该开口提供在上腔静脉与下腔静脉之间的ausiculium中。以此方式，右心房开口将被定位成与三尖瓣一致且相对。下腔静脉5和上腔静脉4可以通过缝合线闭合。该流体经由三尖瓣9进一步移动到右心室8以便填充右心房7和右心室8。在右心房的收缩处，紧接着是右心室8的收缩，流体通过肺动脉3排出，因此肺动脉辦10被打开。
[0050]在心脏的左侧处，被氧合的流体经由一个单独形成的开口(未示出)被引入到左心房11，该开口被安排成与二尖瓣一致且相对。该流体经由二尖瓣13进一步移动到左心室12以便填充左心房11和左心室12。在左心房11的收缩处，紧接着是左心室12的收缩，流体通过主动脉2排出，因此主动脉瓣14被打开。
[0051 ]另外，提供一种冠状流，进一步参见下文。
[0052]左循环系统和右循环系统可各自包括一种后负荷装置，该后负荷装置用于向心脏提供更近似地模拟正常身体的后负荷的一种后负荷。
[°°53]在如图1中示出的后负荷装置20的一个实施例中，后负荷装置20包括一个刚性管22，该刚性管可以是圆柱形的并且具有对应于或稍大于常规主动脉的直径内径。该管的长度可以足够用于封闭该左心室的喷射体积，该喷射体积可以是例如50ml。该后负荷装置被大致水平地安排。该刚性管可具有一个矩形形状或三角形形状。
[0054]刚性管22内部安排有一个弹性或柔性管24，该弹性或柔性管具有与该刚性管大致相同并且比该刚性管稍长的内径。弹性管24在两端26、28处向后折叠在该刚性管的边缘上并且到达该刚性管的外侧。弹性管端部26、28被密封到该刚性管的边缘或外表面，这样使得闭合的环形空间30被提供在刚性管22的内表面与弹性管24之间。
[0055]刚性管22配备有使环形空间30与一个控制管34连接的一个侧开口32。该控制管34经由并行安排的一个单向阀38和一个限制阀40连接到一个大型储存器36上。该储存器配备有用于指示储存器36内部的压力的一个压力表42和连接到一个压力源46的一个连接管44，该压力源可以是空气、二氧化碳气体或氮气或另一种气体或介质，如下文将论述的。
[0056]储存器36、控制管34以及环形空间30配备有处于希望压力下的介质，该希望压力例如对应于心脏的希望舒张压，诸如60mmHg。该介质压力将使弹性管24膨胀，这样使得弹性管24将大致填充并闭合刚性管22的内部空间，如图1所示。
[0057]回流阀38被安排在这种位置中:介质从储存器36到该环形空间的流动不受阻碍地发生。然而，从环形空间30到储存器36的流动不能经由回流阀38发生但是必须经过限制阀
40 ο
[0058]刚性管22在一侧配备有一个管连接件50，该管连接件在其另一端连接到位于心脏出口处的主动脉2 ο刚性管22在其另一端配备有一个出口管52，该出口管通向一个流体储存器(未不出)。
[0059]在刚性管22与出口管52之间安排了一个流动限制装置54，该流动限制装置包括一个中心插塞56和沿着从该插塞到该流动限制装置的周边的半径安排的多个狭缝58。当不存在如图1所示的流时，在开始位置中柔性管24覆盖这些狭缝。
[0060]参考图2a至2f，后负荷装置20以下述方式操作。
[0061]I)在第一等容量心室收缩期间，主动脉瓣14闭合，并且从该主动脉瓣经由管50直到环形空间30的闭合处的空间填充有流体，诸如血液或者评估或检查流体。管50中的该流体是处于对应于环形空间30的内部压力的舒张压下，诸如60mmHg。
[0062]2)当该左心室内部的压力已经增加到略高于该舒张压时，主动脉瓣14打开并且该左心室内部的流体体积(其可以是大约120ml)连接到管50内部的流体体积上(其可以是大约15ml)，如图2a所示。因此，该左心室克服对应于大约135ml的惯性负荷操作，这接近于正常身体中的情况。该惯性负荷确定该左心室和管50中的最初压力增加速率。该惯性负荷应当被调整，这样使得在该左心室的该压力曲线中大致不存在不连续性。通过改变管50的体积来适配此惯性负荷，如下文所论述。
[0063]3)在这些主动脉瓣打开之后，该左心室的该流体体积被排出，并且管50内部的流体体积被加速并且移动到弹性管24的内部内，如图2b所示。在此移动期间，环形空间30内部和管34内部的介质体积形成一种顺应性，该介质体积的大小取决于环形腔30和管34的体积。此顺应性可以被调整，例如通过改变管34的体积，如下文进一步描述的。
[0064]4)管50内部的流体体积移动到弹性管24的内部，从而使环形空间30紧缩，并且环形腔30内部的压力在管50中的流体置换该环形腔内部的介质时增加。此压力增加将加到最初由该流体的惯性产生的压力增加，并且导致下述事实:该左心室的顶部压力增加，如同在正常身体中。将会形成从管34到储存器36的气体压力差，这将致使气体介质经由限制件40从管34流动到储存器36。在此介质流过限制件40期间，提供一个阻力，该阻力消耗血液的能量。通过调整限制阀40的开口大小，该阻力是可调整的。限制件40的电阻连同环形空间30的电容以及管50和该心室中的流体体积的电感将在心脏上形成明确定义的负荷，这确定该心脏心室的每次压力增加，其是测量的一个重要参数。由于在环形空间30与限制件40之间仅存在气体，不存在(或存在少量)加到该管中的流体的惯性的惯性。
[0065]5)当喷射体积的一部分已经从该心室排出时，环形腔30内部的该流体到达端部，流动限制装置54被安排在该端部处。该流动限制装置最初由一个安排在中心的流动插塞56关闭。当柔性管24通过该流移动时，径向狭缝58的一部分不被覆盖并且允许流过该限制装置。柔性管24露出径向狭缝58越多，由该限制装置产生的朝向该流的阻力越少。
[0066]5)在该顶部压力已经被获得之后，该弹性管内部的流体流将减速并且最终被逆转。当环形腔30内部的压力已经降到储存器36内部主导的希望舒张压时，环形空间30中的压力的进一步降低通过气体介质流过回流阀38进入管34并且到达环形空间30来防止。该流体的一部分被排出到右侧并且通过管52流出，并且该流体的另一部分被排出到左侧，从而闭合这些主动脉瓣。此操作在图2c中示出。
[0067]6)管50中的该压力现在接近于希望的舒张压，该舒张压在储存器36内部主导。在心脏舒张期间每次心跳形成一种冠状流，该冠状流大约为5ml。此情况在图2d中示出。在该心脏舒张之后，该情况再次如图3a所示。
[0068]因此，后负荷装置20提供一种惯性(电感)、一种顺应性(电容)以及一种电阻，这模拟正常身体中的情况并且是可调整的。
[0069]由于所有参数是可调整的，相同的后负荷装置可以用于该右心室，因此管50’连接到该肺动脉而不是该主动脉上，如图1所示。在此情况下，该储存器内部的该压力被调整为例如1mmHg并且该阻力与心脏的左侧处的情况相比下降。
[0070]该后负荷装置可以被示出为一个电气示意图，其中该惯性是一个电感器，该顺应性是一个电容器并且该限制是一个电阻，参见图3。
[0071]该左心室中的流体体积和管50中的流体体积形成对应于具有电感L的一个电感器的惯性负荷。该电感可以被分成三个部分，一个第一电感LI，该第一电感对应于该左心室的心脏收缩后体积，诸如75ml;—个第二电感L2，该第二电感对应于该射血分数，诸如50ml;以及一个第三电感，该第三电感对应于连接管50的体积，诸如15ml。在一次心脏收缩之前，该动脉瓣膜被安排在该第二电感与该第三电感之间。在一次心脏收缩之后，该动脉瓣膜被安排在该第一电感与该第二电感之间。
[0072]该顺应性包括该环形空间中的介质体积并且可以对应于一个电容器C。该电容器也被分成三个部分，一个第一电容器Cl，该第一电容器对应于环形空间30内部的介质体积；一个第二电容器，该第二电容器对应于侧开口32和控制管34的寄生体积；以及一个第三电容器，该第三电容器对应于流体的可能调整体积，进一步参见下文。这三个电容器C1、C2以及C3并行连接并且通过一个电阻器R和一个二极管D连接到一个大电容器C4上。大电容器C4的电荷被控制到对应于诸如60mmHg的一个希望舒张压P的值。如果如图3a所示的该环形腔的最大体积为大约75ml，并且该射血分数为50ml，该环形腔的体积在图3a中所示的75ml与如图3b所示的25ml之间变化，第一电容器Cl的大小在该心脏收缩期间变化。该第二电容器应当尽可能的小，诸如小于5ml。如果该第三电容器被调整到20ml的值，该介质腔的总体积在一次心脏收缩之前将是10ml并且在心脏收缩之中将是50ml。因此，该环形空间和所连接空间内部的压力将从60mmHg增加到由所调整阻力和力确定的值，心脏可形成该值。随后，特定量的介质将经由对应于电阻R的阻力40经过该第一电容器、该第二电容器以及该第三电容器到达该第四电容器，该特定量的介质在喷射部分的下述移动期间将压力保持在例如低于120mmHg。通过调整阻力40，更小或更大量的介质将传送到该储存器，导致更高或更低的最大压力。如果心脏不能产生用于生成例如160mmHg的希望压力的一个足够的力，该射血分数将降低并且该顶部压力也将降低。该可获得的最大压力取决于该心脏能够产生的力。进一步参见下文。
[0073]该心脏收缩期间的该顺应性由环形空间顺应性确定，该环形空间顺应性对应于例如10ml的气体体积。在该心脏收缩的结束期间，该回流阀打开，这意味着环形空间30和该储存器被互连。因此，该顺应性由该环形空间和该储存器的组合体积确定。如果该储存器为100ml(或更大)，该顺应性增加到十倍或更大。因此，该顺应性不再限制该流体朝向该心脏和冠状动脉的回流，这意味着这些冠状动脉被正常地供应并且该储存器中主导的该舒张压被传输到管50和主动脉根。使该流体压力下降到已调整的舒张压以下的任何趋势被有效地防止，这对于正常的冠状供应是必要的。
[0074]环形空间30的体积应当足够用于大致容纳该心脏的喷射体积，该喷射体积可以是大约50ml。因此，该环形空间应当在25ml与10ml之间，诸如在60ml与80ml之间，例如75ml。该环形空间应当在正常射血分数的50 %与200 %之间，诸如该射血分数的100 %与140 %之间，例如该射血分数的120%。我们相信如果该环形空间大于该心脏的最大射血分数，将实现一个良好操作。然而，该环形空间不应大于该最大射血分数的两倍。
[0075]可通过插入具有更大或更小体积的连接部分50来调整该惯性负荷。然而，实际实验已经显示连接部分50的该体积应当很小，诸如15ml或更小。然而，可以希望高达50ml的一个体积。这应当与通常为大约10ml的一个主动脉的体积比较。因此，该连接部分的体积，或者宁可说从该主动脉瓣并且直到如图2a所示的该环形空间的开始处的流体体积，应当是从该主动脉体积的10%至100%。我们相信如果所述体积小于该主动脉体积，将实现一个良好操作。
[0076]该电阻器可以被实施为减小相应管部分的有效截面面积的一个夹持装置，如图1所示。如果该电阻器是小型的，将获得一个小的收缩压，并且如果该电阻器是大型的，获得一个高的收缩压。使该电阻器安排在气体流动管线而不是流体流动管线中的一个优势是该介质气体具有低许多倍的惯性，高达低1000倍。因此，该心脏在该心脏收缩的第一部分期间不暴露于另外的惯性载荷，并且该心脏的力累积的衍生物可以被准确地确定。另外，该电阻器消耗能量，而不是消耗一个流体流阻器中的能量。因此，红细胞暴露于更少的剪切应力。
[0077]在另一个实施例中，该系统包括在图4中示出的一个前负荷装置60。前负荷装置60连接到下腔静脉5上以便向右心房7和右心室8提供流体。该流体应当以大约5mmHg的低压力被提供。
[0078]该前负荷装置包括柔性但大致非弹性材料的一个大致垂直圆柱体62，如图4中通过虚线所示的。该柔性材料对于材料来说是足够柔性的以便在一个小的过压下坍缩，如图4的该圆柱体的上部中所示的。该圆柱体的下部被填充有流体，这使该圆柱体延伸到其正常直径。该圆柱体的直径大于腔静脉的正常直径，该腔静脉通常具有大约30mm的直径。处于延伸直径中的该圆柱体的直径可以是大约50mm或甚至更大。如果该直径为50mm，针对50ml的体积流量，流体液位被降低大约25mm，该50ml的体积流量是心脏舒张期间该心脏的正常填充体积。该圆柱体的下部中的流体体积的高度确定填充压力，该填充压力应当为大约5mmHg，这对应于大约7cm的高度。该圆柱体的总高度应当远大于7cm，例如14cm或甚至20cm。
[0079]圆柱体62的该下部连接到一个凸缘65上。凸缘65连接到一个连接管66上，该连接管被安排在下腔静脉5处。
[0080]圆柱体62的该上部包括一个圆柱形壳体70。一个流体入口管71连接到圆柱形壳体70的侧面上并且与其半径偏移。入口管71连接到一个栗72上，该栗从一个源(未示出)提供流体。因此，流体经由栗72和入口管71传送到圆柱形壳体70与该半径偏移，由此该入口流体沿着该圆柱形壳体内部的一条循环路径或旋涡流动。最终，该流体沿着该圆柱形壳体流动并且向下流入连接在其下方的柔性圆柱体62中。
[0081]—根脱气管73连接到圆柱形壳体70的上部的中心上。如图4所示，圆柱体62的柔性材料坍缩。该脱气操作在下文中进一步详细解释。该流体内部的任何空气被收集在该漩涡的中心中并且经由脱气管73被吸走。因此，该流体在被传送到该柔性圆柱体并且进一步传到心脏的该右心房之前被小心地脱气。由于该流体中的任何空气可致使微气泡的形成并且干扰心脏的操作，这是一个重要的特征。
[0082]该圆柱形壳体由一个支撑件74支撑在一个希望的高度处。该支撑件可以配备有一个负荷传感器75，如下文所解释的。
[0083]通过栗72以希望的恒定速率提供流体，例如51/min，对应于每分钟100跳的心率下的每次心跳50ml。如果该流体柱为大约70mm，该右心房和右心室在心脏舒张阶段期间将填充有50ml的体积，该心脏舒张阶段大约为心脏周期的70%。因此，流体柱64的该流体液位在填充阶段期间将降低大约15mm。在心脏收缩阶段期间，不存在流体流入该右心房中(但存在少量反向流动)。因此，流体柱64将再次增加到大约70_的起始高度。因此，该流体柱高度将在50mm与70mm之间摆动。如果该栗被调整到例如41/min的较低流动速率，流体柱64中的液位将降低。这将导致该右心房更小程度地填充有流体，导致更小的喷射体积。同时，心率将稍微自动降低以便将该心脏调整到较低流动速率。现在，流体柱64将稳定在一个较低的液位，例如在50mm与60mm之间。如果该流体流动速率增加到例如61/min，将发生相反的情况。
[0084]如果心脏遭遇一种心房或心室纤维性颤动状况，其中该右心房和/或该右心室将不会正确地收缩，该右心房和该右心室的填充将受损。如果流体栗72在例如51/min的高速率下操作，上部柔性圆柱体部分63将在几秒钟内填充有流体，因此增加该右心房的填充压力。然而，当流体柱64大小增加时，该柔性圆柱体的重量将增加。这种重量增加可由负荷传感器75感测。负荷传感器75可致使一个计算机停止或推延栗72并且启动一个视觉和/或声音警报信号，以便吸引对该情况的注意。
[0085]前负荷装置60已经在图4中示出为连接到该右心房上。另外或可替代地，另一前负荷装置可以连接到该左心房上。
[0086]图5披露根据本发明的一个实施例的一个完整系统100的第一实施例。相同的参考数字已用于如在前述图中相同的部件。心脏I被安排在具有一个底壁104的一个容器102中，该底壁是穿孔的。一种流体被安排在容器102的底部，如通过一个流体液位106所指示的。用于左循环回路的一个左栗108被安排到容器102的右侧并且连接到该容器的该底部上以用于从该容器抽取流体。该左栗将该流体推进到一个氧合器110，在该氧合器中该流体被氧合。从该氧合器，该流体被传送到一个切换阀112，该切换阀在以实线示出的“栗送模式”过程中将该流体传送到一个左前负荷装置116的上部圆柱形壳体114。左前负荷装置116由一个左负荷传感器118支撑。该圆柱形壳体大致垂直地安排并且在该底部处经由一个连接管120连接到肺静脉6上。在心脏舒张期间，该流体被引入到左心房11和左心室12中。在心脏收缩期间，该心脏收缩并且将流体从左心室12排出通过主动脉瓣14和主动脉2到达一个后负荷装置124的一个入口管122。该后负荷装置的出口 126连接到容器102的底部上以便完成该左循环回路。这些部件之间的连接由具有适合尺寸的管安排，这些管通常具有大约25mm的内径。
[0087]切换阀112可以被调整到以虚线示出的可替代位置，其中该流体从阀112直接传送到出口管122，该出口管与该主动脉相连接，用于使流体的循环经由该主动脉逆行到冠状动脉，这些冠状动脉被安排在该主动脉瓣稍上方。在该系统的启动期间并且当该心脏未被正确栗送时使用此可替代位置。该阀可以在这些位置之间手动切换，但是可以可替代地被电子操作，这样使得它可以由该系统中的一个计算机自动控制。
[0088]该右循环系统可以具有类似的部件，尽管该氧合器和该切换阀不被包括在该右循环系统中。用于该右循环回路的一个右栗138被安排到容器102的左侧并且连接到该容器的该底部上以用于从该容器抽取流体。该右栗将该流体推进到一个右前负荷装置146的上部圆柱形壳体144。右前负荷装置146由一个右负荷传感器148支撑。圆柱形壳体144大致垂直地安排并且在底部处经由一个连接管150连接到下腔静脉5上。在心脏舒张期间，该流体被引入到右心房7和右心室8中。在心脏收缩期间，该心脏收缩并且将流体从右心室8排出通过肺动脉辦10和肺动脉3到达一个后负荷装置154的一个入口管152。该后负荷装置的出口 156连接到容器102的底部上以便完成该右循环回路。这些部件之间的连接由具有适合尺寸的管安排，这些管通常具有大约25_的内径。
[0089]左栗108和右栗138被独立地调整到一个希望的流动速率，例如大约41/min至61/min。这些流动速率不需要是相同的，由于两个回路大体上独立于彼此，依赖性是心脏的房室冋步跳动。
[0090]图6示出循环系统的另一个实施例。循环系统类似于图5的实施例。然而，该左循环回路的后负荷装置124的出口管126配备有一个可坍缩装置128，该可坍缩装置在出口 126之后立即形成大气压以便避免在出口 126处产生一个吸入压力。可坍缩装置128基本上等同于前负荷装置146，但是漩涡入口可以被包括或被忽略(图6示出忽略的情况)，并且包括一个柔性管130，该柔性管具有一个预限定的外径，但是可以坍缩到一个更小的直径。来自该可坍缩装置的底部出口直接连接到栗108的入口，由此提供一个闭合的左心脏循环回路。附接到该可坍缩装置的底部的一个单独管132连接到储存器102上，以用于提供用于补偿冠状流的额外流体，该冠状流离开该左循环回路。由该氧合器氧合的流体不返回到容器102，而是仅保持在该左循环回路中。该冠状流基本上从紧靠该主动脉瓣上方的该主动脉根传送到该右心房。
[0091]借助于连接到出口156上的可坍缩装置134，在该右循环回路处作出一个类似的安排。来自该可坍缩装置134的底部出口直接连接到栗138的入口，由此提供一个闭合的右心脏循环回路。附接到该可坍缩装置134的底部的一个单独管136被连接到储存器102上，以用于移除用于补偿冠状流的流体，该冠状流由该右循环回路接收。该右循环流中的血液不被氧合，这通过该右循环系统的透明管是清晰可见的。
[0092]因此，管132和管136中的流各自对应于该冠状流。通过测量这些两个管中的流量并且使流动速率平均化，该冠状流可被测量。该冠状流通常为该左循环流的大约5%。然而，管132和管136中的流还对应于对应回路中的任何泄漏。
[0093]图6还包括一个阀133，该阀可以被调整，这样使得流体传送到入口122以用于使流逆行，或者使得流体传到该前负荷装置，如图6所示。阀133还可以被调整，这样使得来自该栗的流在一个短持续时间内经过两条路径，以便在该系统的启动期间移除空气。以此方式，可以执行一种从逆行到正常流动的平滑切换。可以手动或者由一台计算机操作该阀。
[0094]图7a披露该系统的另一个实施例，其中在图4中示出的该脱气系统被进一步解释。脱气管162在柔性圆柱体部分63内部一直向下延伸以便使连接管150与该心脏的该右心房相邻。脱气管162的底部是打开的，如在164处所指示的。此外，脱气管162配备有至少与漩涡部分相对的多个开口 166，其中流体被引入到该装置中。可沿着脱气管162的长度提供另外的多个开口。参见图7b。脱气管162连接到一个栗168上，该栗经由一根管170将空气和液体的混合物栗送到储存器102。另一个栗172经由一根管174将等量的流体从储存器102栗送到该右循环系统，例如栗送到连接管150尽可能接近该右心房。管174可在该右循环系统中的其他位置处打开，诸如与漩涡装置相邻或者如图7b所示。两个栗互连，这样使得它们栗送相同量的流体，如由管线176所指示的。这可通过在适合的方向上将管170和管174安排在相同的蠕动栗中来实现。第一栗168移除柔性圆柱体部分63内部的任何空气以及另外一些流体或液体。然而，由第一栗168移除的每个体积量被由第二栗172增加的相同体积量置换。因此，确保在操作过程中没有空气进入该右心房。一个类似的脱气系统被包括在该左循环系统中。在特定的实施例中，该脱气系统仅被包括在该左循环系统中。
[0095]图7a还示出柔性圆柱体部分63的另一实施例。柔性圆柱体部分180被一个刚性圆柱体182包围，该刚性圆柱体是穿孔的。穿孔圆柱体182被一个闭合的圆柱体184包围。因此，一个闭合且可变的空间187被提供在闭合圆柱体184与柔性部分180之间。一个压力表186连接到该闭合空间上。此外，该闭合空间经由一个限制件188连接到大气上。在正常的操作过程中，当该装置中存在大致恒流时，该闭合空间内部的压力与大气压相同。然而，如果该心脏例如由于纤维性颤动停止正确操作，该流体在该柔性圆柱体中快速累积并且使该柔性圆柱体膨胀。这将致使闭合空间187内部的压力的增加，这可触发一个警报并且致使该栗降低流体流量。如果该心脏的不正确操作是暂时的，该流体液位将返回到正常液位并且该操作可以被继续。这还通过该压力表感测，该压力表可以向该系统或一台计算机指示正常操作可以被恢复。由于柔性圆柱体180将不过度膨胀并且该心脏将不暴露于大的心房压，获得另外的安全性。
[0096]图7b披露再一实施例，其中来自栗172的出口经由所述管162的内部内的一个管163传送到该前负荷装置的底部。一根升液管165被安排成连接到出口 150上，这样使得所述出口 150中的压力致使该升液管中的流体上升到对应于出口 150中的压力的一个液位。一个标尺169被安排用于读取例如cm水柱中的压力。一个电子传感器171可以沿着该升液管安排以便感测并指示该水柱液位。如果压力变得过大，该升液管将溢出到定位在其下方的储存器。
[0097]两个循环系统以下述步骤启动，参考图5。在第一步骤中，阀112被切换到由虚线示出的可替代位置并且启动一个小流，由此该心脏配备有处于一个非常低的压力下的逆行流。该压力可以如此低以至于在这些冠状动脉中不发生实际的流动。后负荷装置124在该环形空间中不配备有压力，这导致流体流在后负荷装置124中逆行并且置换该后负荷装置内的所有空气。该左循环回路中的前负荷装置116的该脱气装置被致动，并且移除前负荷装置116内部的空气并且借助于图7中示出的栗168和栗172用流体填充前负荷装置116。存在与该后负荷装置相邻的出口 126的另一脱气管127(参见图6)，该脱气管可以连接到用于移除空气的一个栗上。相同的脱气栗可顺序地用于该左回路和该右回路。
[0098]现在或稍后可在该右循环系统中执行相同的序列。
[0099]流体栗108的速度增加，这样使得氧合的流体逆行传送到这些冠状动脉中。随后，该心脏被除颤，因此开关112移动到以实线示出的正常位置。当该心脏开始操作时，栗108的速度增加直到获得希望或正常的操作。随后，右循环系统栗138可以被启动。
[0100]在该后负荷装置的另一实施例中，该刚性管配备有与流体流出口相邻的一个介质出口以及与流体流入口相邻的一个介质入口，如图8a所示。刚性管322配备有大致在中间的一个第一开口 332。该第一开口通向一个空间334，该空间的大小是可调整的。此空间对应于上文提及的电容器C3。另外，刚性管322包括位于图8a中的右侧的一个第二开口 342，该第二开口包括类似于图1中描述的限制件40的限制件340。刚性管322进一步配备有一个第三开口 352，该第三开口包括类似于图1中的单向阀38的一个回流阀338。回流阀338和限制件340被安排成非常接近刚性管322，这样使得该刚性管与限制件340和回流阀338之间的空间尽可能的小。这些组合的空间对应于之前提及的寄生电容器C2。在此实施例中，该寄生体积在每个开口处可被制成小到Iml。因此，该系统的所组合电容或顺应性可通过体积334结合环形空间330来调整。限制件340和回流阀338连接到一个大空间或储存器336上，该大空间或储存器远大于该环形空间，例如大10倍以上。该操作类似于上文结合图2a至图2d所描述的。然而，介质从该环形空间经由该限制件到该储存器的流出发生在该环形空间的右侧处，这意味着该柔性管几乎不可能防止或干预这样的流动。另外，从该储存器返回到该环形空间的介质流动发生在该环形空间的左侧处，导致在与左开口 352相对的位置处的该流体的希望区分，这将改善该操作。刚性管322的内表面可以配备有防止形成滞留的介质袋的锯齿列。
[0101]图Sd示出两个后负荷装置可以顺序地安排，由此每个后负荷装置可以被调整为不同的顺应性和阻力。三个或更多个后负荷装置可以被顺序地安排。
[0102]如图Sb所示，由于流体逆行流动到这些冠状动脉中，存在该柔性管的左侧部分在该心脏舒张的结束期间凸出到左侧的风险。如果这样的情况发生，存在以下风险:在下一次心脏收缩的开始的流体将不能够打开该环形空间并且进入该环形空间的内部并且流向图8b中的左侧。此事实被视为来自该心室并且击中阻抗变化或梯度的压力波的反射作用。该压力波将被反射回到该心室并且产生一个不需要的压力波动。这样的操作在该心室压力曲线上可视作这些主动脉瓣的开口之后不久的一个压力干扰。这样的干扰在较大的流动和压力下更大。
[0103]图Sc示出一个装置，其中流动限制装置54在一个单独装置中与管24分离。一个单独刚性管360被安排并且环绕如图2a中所示的流动限制装置54。在刚性管360内部，安排了一个单独的弹性或柔性管362，该弹性或柔性管连接到一个单独的储存器364上，该存储器被保持在一个希望压力下，例如稍大于该舒张压。柔性管362覆盖流动限制装置54的狭缝58。当该流体流中的压力超过如上文所指示的储存器364中的压力时，这些狭缝被打开。
[0104]为了抵抗这种不想要的操作，刚性管322可以配备有多个凸缘或叶片，防止在左端和/或右端处的环形管的不希望凸出。此类叶片在图9中披露的实施例中示出。
[0105]图9示出根据另一实施例的该后负荷装置的另一设计。后负荷装置400包括一个中心的、大致圆柱形的主体422。该主体是轻微圆锥形的，由此内表面相对于对称轴线412形成一个大约5度的角。通向左侧的入口开口具有大约25mm的直径并且最大截面的直径大约为35mm。横截面直径从位于中间的最大直径降低到右出口处的大约30mm。总长度大约为100mm。这给出大约75ml的总体内体积。一个弹性或柔性管424被安排在圆柱形主体422内部并且被密封在该圆柱形主体的边缘处，这样使得一个闭合的环形空间430被形成在圆柱形主体422的该内表面与弹性管424之间。
[0106]该密封由一个左连接部分450和一个右连接部分470提供。左连接部分450的内表面452被安排成与该圆柱形部分的该内表面一致，并且是到该圆柱形主体内表面的左侧的延伸。类似地，左连接部分470的内表面472被安排成与该圆柱形部分的该内表面一致，并且是到该圆柱形主体内表面的右侧的延伸。该延伸通常是尽可能短，例如I Omm至15mm。
[0107]如图9所示，柔性和/或弹性管424折叠在该圆柱形主体的端部上并且被挤压在该圆柱形主体的边缘与对应的连接部分之间。一个夹具454将左连接部分450连接到圆柱形主体422上。该夹具可以包括一些弹性，这样使得连接部分450被推压到相对于该圆柱形主体的左侧。类似的夹具可以被提供来使该后负荷装置的其他部分互连。
[0108]左连接部分450包括若干叶片456。在示出的实施例中，存在安排在周边的八个叶片。这些叶片的外表面458形成一个圆锥面，该圆锥面是间歇的。当不存在来自流体的反压力时，该弹性管被安排来邻接此外部圆锥面，如图9所示。因此，这些叶片防止该弹性管凸出到左侧，如图8b所示。类似地，右连接部分470配备有八个叶片，这八个叶片形成一个外圆锥面以用于在右侧处支撑弹性管424。
[0109]该左连接部分配备有一个开口460，以用于在该主动脉的逆行灌注期间将流体引入到该左连接部分中，如结合图5和图6所描述的。右连接部分470可以配备有一个类似的开口(未示出)，以用于在方法的起始期间移除空气，并且还在操作过程中应当发生空气的累积。
[0110]左连接部分450包括用于连接到一个入口管464的一个凸缘462，该入口管连接到肺动脉3或主动脉2上。该入口管具有一个内表面，该内表面被安排成与连接部分450的内表面一致，这样使得针对流体流不会形成不连续性。入口管464的内表面可以是具有一个5度的角的略微圆锥形。对于具有较小直径主动脉(女性或儿童)的心脏来说，入口管464的长度被调整，这样使得该主动脉配合在入口管464上。可替代地，使用一个儿童后负荷装置，该装置具有更小的尺寸。
[0111]右连接部分470包括用于连接到一个出口管476的一个凸缘474，这在下文进行描述。
[0112]在圆柱形主体422的中间，安排了一个开口432，该开口用于经由如结合图1所描述的该限制阀和该回流阀将环形空间430连接到该储存器上。该开口可被安排在沿着圆柱形主体422的任何地方，例如距离如图9所示的左端的长度的大约70 %。可替代地，可存在两个开口，如结合图8a所描述的，一个距离左端大约30% (用于回流)并且一个距离右端大约30% (用于阻力)。又一个开口可以被安排用于连接到在图8a中示出的可调整空间上。
[0113]该心脏心室上的惯性负荷可以通过在左连接部分450与入口管464之间插入或移除一个或若干个环来调整。此类环将增加从主动脉瓣到弹性管424的开始处的流体的质量，这限定该心室的惯性负荷(或电感)。增加该心室上的惯性负荷的另一种方式是使用一种较重气体作为所述介质，诸如二氧化碳。
[0114]环形腔430的体积可大致等于或大于该心室的射血分数。如果该环形腔小于该射血分数，直通该圆柱形主体和该环形腔的一个流动路径可以在该心脏收缩的结束时被生成，即，不存在在该圆柱形主体的中心中彼此接触的该弹性管的部分。如果它仅在心脏周期的段部分期间发生，这种直流路径可以没有害处。另外，存在防止这种流动的一个中心插塞。
[0115]事实上，如参考图2a至图2d给出的该流动的解释在某种程度上是简化且理想化的，而该流动实际上更为随机。
[0116]然而，预期如果该环形空间的体积大于该射血分数，该后负荷装置将更为可靠地操作。由于该射血分数是变化的，该环形空间应当大于该正常射血分数的大约140%。这种正常射血分数可以是在80mmHg的舒张压和120mmHg的收缩压下以每分钟5公升操作的心脏的射血分数。对于一个人类心脏来说，该正常的射血分数通常被限定为50ml。因此，该环形空间应当大于70ml。为了针对任何人类心脏使用相同的装置，该环形空间可以被设计为75ml，或者至少在60ml与150ml之间。
[0117]环形空间430可以连接到如图8a中所描述的一个可调整空间334上。关于这些管和这些开口中的寄生空间，如果可调整空间的最大体积为大约I1ml，该环形空间和该可调整空间以及这些寄生空间内部的总体积可从大约75ml调整并且直到大约200ml。通过调整该可调整空间，该环形空间的该顺应性(电容)将被调整。因此，可以研究该心脏心室上的该顺应性的影响。
[0118]该心室中以及从该主动脉瓣并且直到该弹性管的左端的空间中的流体将形成一个流体惯性主体(L1+L2+L3)，该流体惯性主体利用一个时间常数与该顺应性相互作用。可以通过分段插入如上文所指示的多个环来研究此惯性主体的操作，从而分段增加该主动脉瓣之后的该流体惯性主体的部分(L3)。
[0119]环形空间430通过一个限制装置(阻力)连接到介质的大型储存器上。因此，这种阻力对该心脏和该心室的影响可以通过改变该限制来研究。
[0120]该大型储存器配备有处于模拟该舒张压的一个压力下的介质。通过变化该储存器中的压力，该心脏可以承受不同的舒张压。
[0121]由于该后负荷装置可调整到在该右心脏回路中主导的情况，相同的后负荷装置可被提供在该左心室和该右心室处。
[0122]所有压力可以由插在适合位置处的压力表监测并测量，该适合位置诸如该心室中、该主动脉瓣和该肺动脉辦的稍后方、该环形空间中、这些心房中以及该前负荷装置中。光导纤维可以被安排用于该心脏内部的可视化操作。可以在不同地方测量温度等。由于这对技术人员来说很熟悉，此类测量仪和传感器不在图中示出。在上文提及的现有技术专利US7045279B1中给出并且在图1中示出实例。
[0123]图10中示出该左心室中的压力以及该主动脉中的压力的压力曲线。该舒张压被设置为60mmHg并且10mmHg的一个收缩压通过调整该限制来获得。该流量为6L/min。
[0124]该左心室压力由实线曲线LVP示出并且该主动脉中的压力由曲线AP示出，该主动脉中的压力接近于该环形空间中的压力。
[0125]在时间点I处，一个心脏收缩的等容量收缩开始。
[0126]在时间点II处，该左心室中的压力超过该舒张压并且该主动脉瓣打开。该环形空间中的压力增加。上文提及的流体惯性主体(LI +L2+L3)现在以由LVP曲线与AP曲线之间的差确定的速率加速。一个这种加速压由图10中的A指示。该心脏的收缩力增加得比该环形腔中的压力增加得更快。因此，该流体主体自始至终在加速。不久，心肌停止收缩并且该心室压最大。然而，该流体仍具有向该环形腔中的右侧的一个移动并且该环形腔压力在短时间内进一步增加。
[0127]在时间点III处，该左心室压LVP降低到该环形腔压力之下，由此该流体主体开始减速。减速的速率取决于该环形腔压力与该心室压力之间的差。
[0128]在时间点IV处，该流体主体已经减速到零速，导致该主动脉瓣的闭合以及该左心室压向心脏舒张阶段的快速降低。该环形腔仍具有高于该舒张压的一个压力，可能取决于以下事实:该环形腔内部的流体体积被分成两个部分，一个向左侧将顺流提供到冠状动脉，并且一个向右侧用于将流体排出到该后负荷装置的右侧。在此期间，该回流阀将介质从该储存器传送到该环形腔。
[0129]该顺应性和该阻力对该流体主体的影响可以通过调整不同参数来研究。如果该顺应性增加，该心脏压力曲线的倾斜至少在该心脏收缩的开始处将更小。
[0130]如果该阻力降低，该曲线在时期III的端部处的倾斜将更小，这通常意味着峰值LVP将更小。然而，如果该阻力增加，该心脏的功率可能不足以加速该流体主体，导致一个更小的射血分数。
[0131]从顶部压力到该主动脉瓣的闭合的闭合时间取决于该流体主体的时间常数和该顺应性。如果该顺应性很小，时间将更大，这在右回路(肺回路)处可以是适合的。如果该顺应性很高(更硬)，该闭合时间更短。
[0132]心脏收缩动作的进一步感兴趣的特性可以通过调整不同参数来非常详细地研究。
[0133]该心脏舒张动作可以通过调整该前负荷装置的特性来研究。具体地，该填充压可以通过研究前负荷圆柱体中的水柱的高度来研究。由于该主动脉瓣闭合，后负荷腔将不对该心脏舒张动作产生具体影响。
[0134]限制阀40的阻力确定该心脏收缩的第一部分期间的阻力。在此期间，流动限制器54关闭。因此，该限制阀消耗该系统的所有能量。该心脏收缩的开始后的一段时间，当不再存在该环形空间的压缩并且流动限制器54打开并接收消耗能量时，通过限制阀40的气体流动停止。因此，该后负荷装置的总阻力在该心脏收缩的初始部分期间由限制阀40确定，并且该后负荷装置的总阻力在该心脏收缩的剩余部分期间由流动限制器54确定。流动限制器54具有被适配于主导流速的一个流动阻力。然而，限制阀40具有一个比值，该比值在一次心跳的最开始时是相同的，并且另外该心脏收缩总是开始于相同的舒张压，如由该储存器中的压力所确定的。因此，该心脏在该心脏收缩的第一部分期间暴露于恒定情况，这对于每次连续的心跳来说是相同的。
[0135]图11是在图9中示出的该后负荷装置的图。
[0136]图12是右连接部分470的图，其是示出叶片的透视图。此外，示出了一个中心插塞478，该中心插塞防止流体通过该环形空间的中心部分，直到该弹性管已经从这些叶片的圆锥面移动。
[0137]出口管可以配备有致使出口流形成一个漩涡和一个90°的方向变化的一个装置，该装置类似于如上文所描述的圆柱形壳体70的入口装置。
[0138]通常，这些后负荷装置被大致水平地安排，但是希望沿着流动方向的一个向上微小角，诸如在5°与10°之间。
[0139]在该前负荷装置的另一实施例中，参考图7描述的管162可以由一个双腔导管替换，该双腔导管具有用于将流体返回到导管的底部(经由栗172)的一个内管腔，以及沿着其长度配备有若干个开口以用于将空气和流体从周围环境移除(经由栗168)的一个外管腔。通过这种双腔导管，可以轻易实现该后负荷装置在使用之前的填充并且可以提供操作过程中的空气移除。
[0140]如果该心脏变成有纤维的，该后负荷装置可以意外地填充有流体，这应当导致经由图4中描述的负荷传感器74的一个警报或其他动作。与该负荷传感器相同的操作可以通过其他装置实现，诸如一个光学传感器或一个电容传感器，该光学传感器或电容传感器感测该后负荷装置内部的流体液位。
[0141]用于评估该心脏的流体应当是具有水作为基础的任何适合的流体。一种适合的流体是具有添加物质的一种改性克雷布斯(Krebb)溶液，这些添加物质诸如:白蛋白、另一种膨胀剂、红细胞、激素等。在W02009136838A1中披露一种适合流体的另一实例。还可能使用自体血液或一种血液替换溶液。
[0142]用于生成反压力的介质应当具有一个密度，该密度比水低若干倍，该介质通常是指一种气体。另外，气体是可压缩的，这将提供希望的顺应性。因此，该介质应当是一种气体。该气体可以是正常的空气或氮气或二氧化碳气体。由于该气体可以通过该弹性管泄漏到经过心脏的流体中，应当避免对心脏有损害的任何气体。在一些实施例中，可以使用一种更重的气体，诸如一种稀有气体，例如氩。
[0143]对心脏的评估和检查发生在身体外部，S卩，离体。然而，在心脏暂时从身体循环中断开时，一种类似的检查在身体内部可以是可能的。
[0144]工作心脏暴露于不同的温度情况下可以通过调整心脏中流体的温度以及心脏周围的大气的温度来检查。
【主权项】
1.一种在心脏检查过程中用于一个跳动的心脏的后负荷装置，由此该心脏配备有流到该心脏的一个左心房或右心房的一个流体流，并且该后负荷装置连接到该心脏的一个左心室或右心室上，所述后负何包括: 一个惯性装置，该惯性装置包括连接到该心室上的一根管并且封闭提供一种惯性的一个流体体积； 一个顺应性装置，该顺应性装置被安排在该管之后并且提供一种顺应性，所述顺应性装置包括在一侧与所述流体接触并且在另一侧与一个第一介质体积接触的一个隔膜； 一个第一限制装置，该第一限制装置被安排成与该隔膜装置相邻并且向该流体流提供一个阻力； 其特征在于所述后负荷装置包括: 一个第二限制装置，该第二限制装置在一端连接到由所述隔膜封闭的该第一介质体积上并且在另一端连接到一个第二介质体积上，以用于向从所述第一介质体积到所述第二介质体积的介质流动提供一个介质流动阻力。2.根据权利要求1所述的后负荷装置，进一步包括: 一个回流阀，该回流阀与所述第二限制装置并行连接，并且被安排成防止从所述第一介质体积到所述第二介质体积的流动并且允许从所述第二介质体积到所述第一介质体积的流动，由此所述第一介质体积中的压力将总是等于或大于所述第二介质体积中的压力。3.根据权利要求2所述的后负荷装置，其中所述介质是一种可压缩介质，诸如气体，并且所述第二介质体积中的该压力保持在对应于一个希望收缩压的一个压力下。4.根据前述权利要求中任一项所述的后负荷装置，其中所述第一限制装置是一个动力流动限制装置，该动力流动限制装置在同一次心跳期间在低流量下具有大阻力并且在高流量期间具有小阻力。5.根据前述权利要求中任一项所述的后负荷装置，所述顺应性装置进一步包括: 一个刚体和安排在该刚体内部的一个隔膜管，以用于在所述刚体与所述隔膜管之间形成一个环形空间，该环形空间限定所述第一介质体积， 由此由该心脏在心脏收缩期间经由第一管提供的流体经由对该第二介质体积的限制置换所述环形空间内部的所述介质，因此在心脏收缩期间朝向该流体流的一个介质阻力被提供并且在心脏舒张期间一个逆向流体流被提供以便提供冠状流。6.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中所述介质是空气、氮气、二氧化碳气体、氩气、蒸汽及其任何组合中的任何一个。7.根据权利要求4所述的装置，由此一个可调整体积连接到所述第一介质体积上以便形成一种可调整顺应性。8.根据前述权利要求中任一项所述的装置，进一步包括一个阀，该阀用于在主动脉的逆向灌注与该主动脉的正常灌注之间切换。9.根据前述权利要求中任一项所述的装置，进一步包括多个叶片，这些叶片被安排成与该环形空间的一个入口相邻以用于保持其一个入口打开。10.根据前述权利要求中任一项所述的装置，进一步包括多个叶片，这些叶片被安排成与该环形空间的一个出口相邻以用于保持其一个出口打开。11.根据权利要求4所述的装置，其中所述第一限制装置包括一个中心插塞和多个环形狭缝，在一次单个心跳期间，这些环形狭缝在心脏收缩开始时由所述隔膜装置覆盖以用于提供一个大阻力，并且由此这些狭缝在该心脏收缩期间不被覆盖以用于降低该阻力。12.—种用于与根据前述权利要求中任一项所述的一种后负荷装置一起使用的前负荷装置，所述前负荷装置包括连接在第二管之前的一个前负荷装置，该前负荷装置包括一个柔性且可坍缩圆柱形管，该管大致垂直安排并且以一个希望流速填充有流体，由此在该可坍缩圆柱形管的底部形成一个流体柱并且由此该流体柱上方的管坍缩，由此在该流体柱上方生成一个大气压，由此一个预定负荷压力被提供来填充该心房。13.根据权利要求13所述的前负荷装置，进一步包括用于移除该可坍缩管内部的可能空气的一个脱气装置。
【文档编号】A01N1/02GK106028807SQ201480066942
【公开日】2016年10月12日
【申请日】2014年10月24日
【发明人】斯蒂格·斯蒂恩, 奥德留斯·帕斯克维休斯, 本杰明·金
【申请人】维沃琳医药有限公司