心脏失效救助器件的制作方法

专利名称：心脏失效救助器件的制作方法
技术领域：
本发明的领域本发明涉及一种用来救助失效心脏的器件和方法。
背景技术：
多年来曾用心脏压缩来增压失效心脏，其最简单的救生形式为压缩病人的胸壁。在紧急的情况下，医生可继续采取这个步骤用人工压缩失效心脏一直到恢复或施行另外的治疗。
当然并非所有病人都处在严重状态，通常心脏损坏要经过一段时间。但这也能造成心脏失效，如心脏不能维持足够的血液循环为组织合适地供氧。心脏失效在公众中很普遍，例如在任何时候都可影响到5百万美国人。尽管心脏病学近年来有进展，但患者仍在增加。
能够用来增压失效心脏的机械式心脏救助器件是有潜力提供治疗质量的，它将严重地向流行的治疗选择挑战，包括心脏移植。虽然心脏移植对严重心脏失效的病人是有效的，但施主心脏的短缺、手术费用的高昂、术后需要的护理、和异体被排斥的风险都是这种曾经满足过公众期望的选择主要缺点。
曾经研制过好几种机械器件，其中之一为授予Anstadt的美国专利5119804号的题目。该器件具有一个心脏按摩杯适宜松弛地贴合在心脏的下部，有一膜片位在杯内，可将正、负压力施加在膜片和杯之间的空间内使膜片交替膨胀和收缩。当膜片膨胀时心脏被挤压有助于心脏的收缩作用(从心脏的心室将血液排出)，而膜片的收缩相应于心脏的舒张(心肌松弛，心脏泵压室内充血)。该杯本身用吸力保持在心脏周围以防心脏在被施加压缩压力时移动。
该器件要求将膜片设在杯内以致器件扩大，会对心机、冠状循环和周围组织造成损伤。
Anstadt杯的变型也曾被研制出来，包括美国专利5713954号的题目，该专利说明用一环带围住心脏的下部区域。该环带具有一连串封闭管可用液压或气压膨胀使与心脏的自然收缩同步这样来增强心脏所需的收缩力以资将足够的血液排出供身体的需要。文献报告曾示出采用其他目前有的心脏压缩器件来增强心脏泵压的只不过在10和15％之间。
好多个救助器件都有这样的缺点即用单一的膜片来模拟心脏左、右心室的泵压作用。但大家都知道左、右心室在输出上存在着差异，左、右心室的压力是不同的。基本上，因为左心室要将血液送到整个身体，需要较大的收缩力。只有一个膜片的器件是不能有助于对左心室或右心室都提供最优输出的。在授予Kovas的美国专利5749839号曾对此问题设计过一种器件，其中在杯内设有两个可独立操作的膜片，因此可用来独立控制左、右心室。但该器件似乎没有考虑到左、右心室的表面在曲率上有差异，它所用于两个心室的膜片具有相同的形状。
采用上述这些心脏救助器件，须有将器件固定在心脏外部表面上的设施。固定可用通过真空管路施加吸力来完成，如同在Anstadt器件中那样；或者将器件包装在可以配合在心脏周围的网套内，然后用缝合或某些形式的胶粘剂将它固定。但不论采用那种设施，总有损伤心脏的危险，特别是由横越心脏外表面的血管网络构成的冠状循环。
在题为“心脏救助器件”的国际专利申请PCT/AU98/00433(WO98/55165)号中曾说明一种具有杯和内膜片的器件，其中至少一部分膜片是由生物整合(biointegrating)材料制成的。该器件的设计使脉管组织能渗透到器件内，从而能最大程度地将器件固定到心脏上。最好膜片的生物整合材料能与心肌表面整合成一体到这样程度使真空或其他固定设施不再需要。人们相信在膜片的表面上使用生物整合材料可以减少发生感染和器件被宿主的防御系统排斥的危险。该器件能自力更生，但在一个庞大的杯状结构上并且需要用传统的外科手术技术来放置。这种器件还可压缩心脏损害其充血和适当的舒张，另外还可阻碍血液通过冠状循环供给心肌。
本发明的综述按照本发明的一个方面所提供的是一个用于心脏救助器械的心脏驱动器件，该器件包括一个桨叶状主体，该主体包括一个心脏压缩壁，该壁在使用时适宜固定在心脏的至少一个区域上；和一个远离壁，该壁在使用时被安排远离心脏的该区域；心脏压缩壁可在一个相对而离开远离壁的方向上移动，这样在使用时可压迫心脏的至少该区域，从而协助心脏壁运动。
在一较优形式中，桨叶状主体在其周边部包括两个主壁固定在其上或整合成一体，主壁之一形成心脏压缩壁，另一形成远离壁。最好，心脏压缩壁包括一个心脏压缩表面，该表面当在正常松驰状态时一般向内朝向主体的中心区域弯曲。最好远离壁有一个远离表面，该表面当在正常松弛状态时向外弯曲。
该器件还可在心脏压缩壁和远离壁之间的主体内包括一个室，该室适宜流入或流出能使心脏压缩表面移动的流体。
在一较优的形式中，主体被这样设计使心脏压缩壁和远离壁都适宜在相对而互相离开的方向上移动。
最好，主体的心脏压缩壁和远离壁都由相同的材料制成，但具有不同的刚度。在一较优形式中，远离壁、压缩壁的外边缘及连接压缩壁和远离壁边缘的部分都在其内包括增强材料以资提供比心脏压缩壁更大的刚度和耐用度。这样当该桨叶状被膨胀时，没有象压缩壁那样有心脏壁来添加支承的远离壁也被增强。
按照一个较优的实施例，至少一部分心脏压缩壁包括生物整合材料的表面，该材料使脉管细胞组织元件容易长入到心脏压缩壁内，于是便可将主体的心脏压缩壁固定到心脏上。最好，远离壁也包括生物整合材料来促使脉管细胞长入到远离壁内，这样远离壁便可适宜地整合到周围的组织内。生物整合材料例如可以是形式为织造的TecoflexTM网布，SeareBiomatrixTM或Gore-Tex双层网布生物材料TM。
在一较优形式中，桨叶状主体可以变形，能够从第一形状转变到第二形状。最好桨叶状主体包括形状记忆材料，允许进行所说的变形，并在后来回复到其原始的形状。
最好，主体包括一个由聚氨酯、硅酮或任何其他合适材料制成的整体结构。
按照一个较优实施例，该器件可包括监控心搏周期的设施。该器件例如可在心脏的收缩期或舒张期被触发。监控设施可包括一个心电图电极，该电极可操作地连接到心脏表面至少一个区域上，从电极接收到的电信号被传送到心率计上以便检测心率、心搏间隔或脉管的其他先天的电活动。
按照一个较优实施例的器件可包括一个或多个传感器，该传感器适宜在心搏周期中测量心脏的尺寸和桨叶壁的偏移，最好为压电式传感器，声极测微计是其中一种较优的形式。最好有多个传感器可操作地连接到心脏压缩壁上的各个可选择的位置上。
在一较优的形式中，心脏压缩壁被这样设计使心脏压缩表面大致与它所固定在心脏上的那个区域的形状一致。
按照本发明另一个方面所提供的心脏救助器械包括一个或多个如上所述的心脏驱动器件，该器件适宜固定在心脏的一个区域内或多个选定的区域内，所说器械还包括在液流上与室连通的驱动设施。最好设有多个心脏驱动器件可操作地连接到心脏的各个选定的区域上。
最好，驱动设施为液压的，但也可以是气动的。
在一较优实施例中，不管心脏状态有任何变化，心脏压缩壁仍能固定在心脏的至少上述区域内。如上所述，现有已知救助失效心脏用的器件都根据这样的原理即将心脏的至少下部区域嵌入到一个杯内或其他类似的刚性器件内，而在杯内有一膜片可被驱动来压迫心脏。与这种器件有关的一个问题是对业已扩大和松弛的心脏如何使器件最佳地贴合。当心脏这样扩大时如果放置在心脏周围的器件裹得太紧，那么就能造成一种与缩窄性心包炎和心压塞类似的情况，即由于外部的约束连累到心室的充血以致心脏的泵压作用严重地遭受损害。这种状态当有一层纤维织物生长在心脏周围时会变得更坏，因为织物会受周围的外来材料的影响。而当器件的尺寸稍大，心脏过松地配装在杯内时，膜片帮助心脏收缩的泵压作用会重击在心脏的表面上，这也会挫伤心脏并且就能量言效率很低。
按照现有的来自临床和实施使用机械式心脏救助器件的证据，心脏在使用这种器件后很可能会变小(被称为心脏反向重新模塑的过程)，这个过程包括心肌细胞的某些恢复使心室能返回到一个较有利的泵压几何形状。而使用一个刚性杯和单个膜片或数个链接的室来得到心脏的压缩，即使将膜片固定在心脏上，反向重新模塑也不大容易实现。另外如果用这种器件将膜片固定在心脏上，很可能还会妨碍心脏的剩余收缩力。
在另一方面，按照本发明使用一个或多个器件，将其心脏压缩壁按照一个不会妨碍心室正常收缩几何形状的方式固定到心脏表面上，便可适应反向重新模塑时心脏状态的改善。将心脏压缩壁固定到心脏表面上的设施将在下面较详细地论述。
在一个实施例中是大部分而在某些例子中是整个心脏压缩壁都可被固定到心脏的上述区域内。
如上所述，器件的形状可被设计使适合该器件所要在心脏上固定的区域。
如上所述，心脏压缩壁及/或远离壁可相对于名义上的侧向及/或纵向平面弯曲，曲率最好被选择得适合器件所要在心脏上固定的区域的曲率。
按照本发明还有一个方面所提供的使用上述心脏驱动器件救助失效心脏的方法包括下列步骤(a)将器件的心脏压缩壁定位得至少邻近心脏的一个区域；(b)将心脏压缩壁固定在心脏的该区域上；(c)将流体压力施加到器件的室内使心脏压缩壁在它所固定在心脏上的区域内压迫心脏壁。
按照本发明还有另一个方面所提供的将器件引入到病人心脏上的方法包括下列步骤(a)在病人胸腔上作出切口或刺穿使器件能够进入到心脏；(b)通过切口或刺穿处插入器件；(c)将流体压力施加到器件的室内使心脏压缩壁在该器件所固定在心脏上的区域内压迫心脏壁。
在本发明这个方面的一个实施例内，首先通过身体上的一个口子插入一根插管，然后通过插管将器件送入，这样来将器件插入体内。在本实施例中，器件最好先具有第一封闭形状，至少当它在插管内时应该如此。当器件的位置接近心脏上桨叶体所要固定的区域时，桨叶体就从插管内被推杆或其他类似器件推出，随后它可采取第二膨胀形状。于是可通过口子抽出插管，然后将它移走。
在本发明这个方面的另一个实施例中，器件在起初可被一个覆盖设施如网布保持在位，由网布将桨叶体和心脏包裹在一起。如果需要，还可使用合适的织物胶或是用来将心脏压缩表面固定到心脏上或是增强覆盖设施所提供的固定。一旦有足够的细胞长入到器件内，覆盖设施便可从心脏周围拿掉。或者，覆盖设施可由生物兼容的(biocompatible)有弹性而柔韧的材料制成，它可留在心脏和桨叶体的周围。但重要的是，覆盖设施须由合适的柔韧材料制成，允许心脏状态作任何变化包括尺寸、形状或整体形状的变化。在另一实施例中，覆盖设施可由生物降解(biodegradable)材料制成，该材料能在一段时间内被身体逐渐吸收。
本发明所有方面的器件最好都能适合这样的情况，即能用最小的切口或内窥镜手术引入到病人体内接近心脏。但应知道该器件可通过胸部切开术引入。
图2为按照本发明的器件的一种形式的透视图。
图3为通过图4的X-X线的剖视图，示出在坍缩状态的本发明的器件。
图4为本发明的器件的概略的前立视图。
图5为本发明另一实施例的概略的前立视图。
图6为生理参数的描迹图示出本发明的器件对正常的和失效的心脏的效果。
参阅图2到4，其中示出特别适合装在右心室上的心脏驱动器件的一个实施例。该心脏驱动器件10具有一个桨叶状体11，其上有一心脏压缩壁12适宜固定到右心室表面的一个区域内，和一个定位远离心脏表面的远离壁13。如图2和3所示，器件10大致成三角形，两个主要壁12和13被周边壁17连接在一起，从图3可看到壁12和13都是弧形的。这一点就心脏压缩壁而言特别有利，因为在其运动时不会被拉长，下面将说明。
壁12和13之间有一室15，室15与产生液压式气压的驱动源在液流上连通。当驱动源被起动在室15内积聚起压力时，壁12和13便互相相对运动而离开。驱动源控制器或动力源能被定位在接受该器件10的病人的体内或体外。
室15与驱动源通过管子60在液流上连通，管子60由具有合适弹性的柔韧材料以便于将器件10插入到病人胸腔内而仍保持其管状。这是一个最需要的特性，因为管子的任何扭结都会使室15和驱动源之间的连通堵塞从而阻止将压力施加到器件壁上。
桨叶状体11有一增强网布18起初被引入到远离壁13内，如图3所示网布18环绕周边部区域17延伸到心脏压缩壁12内。
壁12和13在其上有一层生物整合材料，该材料使脉管细胞组织元件容易长入到器件内，这样就可将器件固定到心脏表面上而可不需缝合或使用各种胶粘剂，另外，器件被心脏和周围组织排斥的可能性也可减少。心脏组织与器件的整合还是一个有利的特点，可用来将生物电势的信息如心脏的电活动传送到位在器件壁12内的电极上，并可用来传送从压电传感器或声极测微计31、32、33收集来的超声信号。再者，由于心脏组织与器件整合，形成“纤维包囊”的机会可显著减少，还有感染的发病率可大为减少，这是一个特别需要的特性，因为机械式救助器件30％的失效是由感染造成的。
将单个器件放置在心脏上的特定部分的能力是具有重大意义的，特别是因为心脏的两个室在功能和结构有相当大的差异。
左心室接受来自肺部的充氧的血。左心室的功能是将这个充氧的血泵压到全身，这需要较大的排出力。因此在左心室内的血比在右心室内的血受到较大的压力(大约高出六倍)，而右心室只是要将去氧的血泵回到肺部。为了使血液足够地排出，左心室的肌肉壁必须有力地收缩，因此左心室的壁要厚得多，实际上约比右心室的壁厚出三倍。
总之，救助失效的左心室要比救助失效的右心室的付出大得多的力。
本发明能够使分开而单独控制的器件10和20分别定位在右心室83和左心室82上，因此在器件10上可比在器件20上施加少得多的压力。
左心室和右心室的结构也有较大差异，就横截面而言，左心室为圆形，而右心室由于心室间隔膜(划分左、右心室的壁)膨胀到右心室的空腔内而成为月牙形。两个心室结构的差异要求器件具有特殊的结构来保证最佳的贴合和效能。
图5示出的器件20特别适用于左心室。器件20具有与器件10相同的一般结构但形状不同。器件20包括一个桨叶状体，其上有一心脏压缩壁22和一远离壁23。这两个壁也都如器件10弯曲成弧状。在两个壁之间有一室25，其作用方式与器件10的室15相同。
在使用时器件足够小以致能被内窥镜或某些其他形式的具有最小切口的手术插入。器件可由能采取数种不同形状的材料制成，在较优的实施例中器件可由能“形状记忆”的柔韧材料如聚氨酯构成或者在其结构内可包括一种形状记忆材料如NitinolTM线，可被引入而环绕其周边。器件可在封闭的状态插入到一根插管或某些其他发送器件内，然后可通过针刺或切口将插管插入到胸腔内，当位置接近要被救助的心脏部分时，桨叶状体就从插管的端头被释出，一旦脱离插管，器件就采取膨胀的形状使其壁与心脏的邻近部分接合。
当器件接近心脏时，一张弹性网布(未示出)或其他类似的柔韧材料可被放置在心脏周围，从而初步将器件固定到心脏表面上。在心脏组织与器件整合后弹性网布可除去。或者，网布可由生物降解材料制成，该材料在经过一段时间后会裂开并被身体吸收。
这里所说的心脏驱动器件可在心脏的收缩期或舒张期作用或者可在任何其他预定的心律混乱或没有的时间作用。驱动器件能在早收缩期、中收缩期、晚收缩期或整个收缩期作用。
器件10和20可包括一个监控设施用来监控病人心脏的自然电活动。这种监控设施可以是心电图(ECG)。在本例中ECG电极30或40被连接到心脏表面的至少一个区域内，从ECG电极上收到的电信号被传送到心率计用来检测心率或搏动间隔(以毫秒计)或发自心脏的其他电活动。指数和导数增强技术被用来保证ECG的R波的判别。宽的动力获得范围和可调节的等待时间可防止错误的触发，自然心率在反馈环路内被用来控制心脏辅助的强度。如果预定的心率限度被超过，控制系统会自动转换到固定心率或可变比率的辅助。控制系统这部分的规格包括下列各项(1)可用心率范围10到500搏动/分(bpm)，(2)可用搏动间隔范围1ms到10s，(3)测量分辩度1ms(间隔)、0.1bpm(心率)，(4)等待时间调节范围从50ms到1s或更多。用这方式监控心脏可使心脏救助器件在心脏自然周期内特定的所需时刻起动或停止，或者在一固定的时间间隔内遇到混乱的心律如心室的纤维性颤动或没有任何内在的心搏节律如心搏停止时发挥作用。
如图所示，器件10和20都可具有多个形式为声极测微计31、32、33、41、42、43的压电传感器，它们适宜用来在心搏周期内测量心脏尺寸和器件壁的运动。压电传感器可用压电晶体或压电塑料(如聚偏氟乙烯)制成。在用晶体制成时，每一传感器的表面面积最好约为1mm2。传感器将信号输出提供给信号接收设施，该设施如同驱动源可设在病人体内或体外。如果需要，传感器用的动力源也可设在病人体内或体外。传感器的信号可用信号通信系统被信号接收设施检测。通信系统也可用来起动传感器使它们只是在需要时提供信号输出。
如果需要，信号一旦被信号接收设施接收到便可通过数据传输网络传送出去供远处人员分析。例如医生可通过网络得到病人的有关数据进行分析，不需病人造访医生。
传感器所测量的尺寸可包括心室的在收缩期终止时和舒张期终止时的的尺寸、弧形的尺寸和横截面的尺寸以及器件的运动或位移特性。由于这些尺寸的测量，信号接收设施或另一个使用信号接收设施的信号输出的器件便能用来确定心脏效能特性，包括心室容积、冲程体积、排出部分百分比和心脏输出。
根据器件壁不同的弯曲顺序，传感器能被用来监控心脏效能的变化，从而能被用来确定器件的最优弯曲顺序，还可使器件根据心搏周期的变化而改变其顺序。器件的弯曲顺序能通过多种途径调节，包括辅助搏动对不辅助搏动的比率；在天然心房(电)驱动和桨叶状体弯曲之间的电机械延迟。
这些传感器在检测心室纤维性颤动的发作方面特别有用，该颤动有时用常规的ECG信号监控是难于检测到的。
传感器的信号输出还可用来设定和调节器件加压的程度及器件内压力的上升率和下降率。
器件加压设定的优化最好有医生在场，可根据(a)病人完成的操练，或跟随有ECG电极连结在其上的心脏的节拍。ECG电极通常可在器件植入时植入或者可早已在位。插在病人皮肤下的心脏电子起搏器能被用来对跟随心律的ECG提供必要的激励。这种电激励还可用来触发器件的加压顺序。
参阅图6中的图片A，其中记录的是一头植有器件的绵羊在正常生理状态下的动脉血压(平均为104mmHg)格主动脉血流(BF，4.02L/min)。另外，图B示出的是用β肾上腺素能受体拮抗药EsmololTM静脉注射使心脏失效稳定后的情况，动脉血压降低36％到67％，血流减少40％到2.42L/min。而图片C示出该失效心脏用器件救助加压到140mmHg历时200ms后的情况，动脉血压和血流分别升为90mmHg和3.54L/min。
应该知道对本行业的行家来说是很容易在不离开本发明的创意和范围的情况下就上述具体实施例作出各种变化及/或修改的，因此所述实施例只是说明性的并非限制性的。
在本说明书中参考到的任何现有技术不能也不应作为对该现有技术在澳洲成为公知常识一部分的认可或任何形式的建议。
权利要求
1.一种用于心脏救助器械的心脏驱动器件，该器件包括一个桨叶状主体，该主体包括一个心脏压缩壁，该壁在使用时适宜固定在心脏的至少一个区域上；和一个远离壁，该壁在使用时被安排远离心脏的该区域；心脏压缩壁可在一个相对而离开远离壁的方向上移动，这样在使用时可压迫心脏的至少该区域，从而可协助心脏壁运动。
2.根据权利要求1的器件，其特征在于，其中所说桨叶状主体在其周边部上包括两个主壁固定在其上或整合成一体，所说主壁之一形成所说心脏压缩壁，另一形成所说远离壁。
3.根据权利要求1或2的器件，其特征在于，其中所说心脏压缩壁当在正常松弛状态时一般向内朝向远离壁弯曲。
4.根据权利要求3的器件，其特征在于，其中所说远离壁向外弯曲。
5.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中在心脏压缩壁和远离壁之间的主体内包括一个室，该室适宜流入或流出能使心脏压缩壁运动的流体。
6.根据以上权利要求任一项的器件，其特征在于，其中所说主体被这样设计使在心脏压缩时心脏压缩壁和远离壁适宜在相对而互相离开的方向上移动。
7.根据权利要求6的器件，其特征在于，其中主体的心脏压缩壁和远离壁由具有不同刚度的材料制成。
8.根据权利要求7的器件，其特征在于，其中所说远离壁在其内包括增强材料以资提供比心脏压缩壁大的刚度。
9.根据权利要求8的器件，其特征在于，其中所说增强材料延伸通过器件的周边部进入到心脏压缩壁内。
10.根据权利要求8或9的器件，其特征在于，其中增强材料为DacronTM网布。
11.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中至少一部分心脏压缩壁包括生物整合材料的表面，该材料使脉管细胞组织元件容易长入到心脏压缩壁内，于是便可将主体的心脏压缩壁固定到心脏上。
12.根据权利要求11的器件，其特征在于，其中远离壁也包括生物整合材料可促使脉管细胞长入到所说远离壁内使它整合到周围组织内。
13.根据权利要求10或11的器件，其特征在于，其中生物整合材料是形式为织造的TecoflexTM网布、seare BiomatrixTM或Gore-TexDualMeshTM。
14.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中桨叶状主体可以变形，能够从第一形状转变到第二形状，所说桨叶状主体包括形状记忆材料，允许进行所说的变形，并在后来回复到其原始的形状。
15.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中主体包括一个由聚氨酯或硅酮制成的整体结构，在该结构中包括增强网布或硬化材料。
16.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，包括监控心脏的电和机械活动的设施。
17.根据权利要求16的器件，其特征在于，其中该器件被驱动以资增加心脏的泵压输出。
18.根据权利要求17的器件，其特征在于，其中所说监控设施包括一个心电图电极，该电极可操作地连接到心脏表面至少一个区域上，从电极接收到的电信号被用来监控心脏内在的电活动，还被传送到心率计上以便检测心率或心搏间隔。
19.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，包括多个传感器，该传感器适宜在器件移动时测量心脏尺寸和室壁的运动或位移。
20.根据权利要求19的器件，其特征在于，其中传感器为压电传感器。
21.根据权利要求20的器件，其特征在于，其中传感器为声极测微计。
22.根据权利要求18的器件，其特征在于，其中所说ECG电极被整合在所说心脏压缩壁内。
23.根据权利要求19、20和21的器件，其特征在于，其中多个所说传感器可操作地连接到所说心脏压缩壁上各个可选择的位置上。
24.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中所说心脏压缩壁被这样设计使心脏压缩表面大致与它所固定在心脏上的那个区域的形状一致。
25.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中所说心脏压缩壁适宜固定在心脏左心室的区域上。
26.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中所说心脏压缩壁适宜固定在心脏右心室的区域上。
27.根据以上权利要求中任一项的器件，其特征在于，其中主体至少在初始时使用带条固定在心脏上。
28.一种心脏救助器械，包括一个或多个按照以上权利要求中任一项的心脏驱动器件，该器件适宜固定在心脏的一个区域内或多个选定的区域内，所说器械还包括在液流上与室连通的驱动设施，所说驱动设施包括控制器和动力源。
29.根据权利要求28的器械，其特征在于，其中所说驱动设施是液压的。
30.根据权利要求28的器械，其特征在于，其中所说驱动设施是气动的。
31.根据权利要求28、29或30的器械，其特征在于，其中设有多个所说心脏驱动器件可操作地连接到心脏的各个选定区域上。
32.一种使用按照权利要求1到27中任一项的心脏驱动器件救助失效心脏的方法，包括下列步骤(a)将器件的心脏压缩壁定位得至少邻近心脏的一个区域上；(b)将心脏压缩壁固定在心脏的该区域上；(c)将流体压力施加到器件的室内使心脏压缩壁在它所固定在心脏上的区域内压迫心脏壁。
33.一种将按照权利要求1到27中任一项的心脏驱动器件引入到病人心脏上的方法，包括下列步骤(a)在病人胸腔上作出切口或刺穿使器件能够进入到心脏；(b)通过切口或刺穿处插入器件；(c)将心脏压缩壁固定到心脏的一个区域上；(d)将流体压力施加到器件的室内使心脏压缩壁在它所固定在心脏上的位置上压迫心脏壁。
全文摘要
一种用于心脏救助器械的心脏驱动器件,该器件包括一个桨叶状主体,该主体有一心脏压缩壁,该壁在使用时适宜固定在心脏的至少一个区域上;和一个远离壁,该壁在使用时被安排远离心脏的该区域;心脏压缩壁可在一个相对而离开远离壁的方向上移动,这样在使用时可压迫心脏的至少该区域,从而可协助心脏壁运动。
文档编号A61M1/10GK1364091SQ00809108
公开日2002年8月14日 申请日期2000年6月15日 优先权日1999年6月17日
发明者斯蒂芬·N·亨约, 瑟贵·M·普列汉诺夫, 黄一飞 申请人:心脏功能辅助技术股份有限公司