可植入的液压位移致动器、系统、制造及其方法与流程

本发明总体上涉及液压位移致动器、系统及其方法的领域。更具体地，本发明涉及一种用于移动二尖和/或三尖心脏瓣膜平面(也被称为av(房室)心脏瓣膜平面)的液压位移致动器。

背景技术：

目前，液压致动器具有在致动器的壳体的端部围绕活塞布置的或多或少圆柱形的密封件。该密封件以这样的方式布置，以防止油从壳体内部泄露到外部。油用于将能量转移到机械移动。这些致动器通常较大并且其密封件会磨损并且需要替换。这种替换导致在使用机器时的不希望的停止和延迟并且需要拆开机器来替换密封件和其他已经磨损的部件。如果密封件未被替换，密封件处将发生泄漏，机器将运行不良或者完全无法运行，由此将机器置入静止状态，在这种状态下，机器不能再移动。

因此，克服上述缺点的改进的液压致动器将是有利的。

技术实现要素：

因此，本公开的实施例优选地寻求通过根据所附专利权利要求书提供液压位移致动器、系统、制造及其方法来单独地或任何组合地方式缓和、减轻或消除现有技术中的一个或多个缺陷、缺点或问题，诸如以上列出的那些。

根据本公开的第一方面，提供了一种可植入的液压位移致动器，其包括用于在人类或动物身体内部提供力的生物相容液压位移流体，其中，所述液压位移致动器优选地是用于产生心脏运动的线性液压致动器。

根据本公开的第二方面，提供了一种液压位移致动器，包括：壳体，所述壳体包括第一端和第二端；活塞，所述活塞包括第一端和延伸部分，其中，所述活塞的第一端被布置在壳体中以及延伸部分至少部分地布置在壳体外部；密封构件，所述密封构件包括第一端和第二端。并且其中，所述密封构件的第一端固定到壳体的第二端，所述密封构件的第二端从位于壳体的第二端处的末端边缘沿着活塞向外或向内延伸，从而密封壳体的内部空间。

根据本公开的第三方面，提供了一种用于驱动可植入的液压位移致动器的系统，包括：液压位移致动器，所述液压位移致动器包括：壳体，所述壳体包括第一端和第二端；活塞，所述活塞包括第一端和延伸部分，其中，所述活塞的第一端被布置在壳体中，以及延伸部分至少部分地布置在壳体外部；生物相容液压位移流体，所述生物相容液压位移流体用于对液压位移致动器进行加压。所述系统还包括加压装置，所述加压装置用于对生物相容液压位移流体和液压位移致动器进行加压。

根据本公开的第四方面，提供了一种对液压位移致动器进行移位的方法，包括：提供液压位移致动器，所述液压致动器包括：壳体，所述壳体包括第一端和第二端；活塞，所述活塞包括第一端和延伸部分，其中，所述活塞的第一端被布置在壳体中，以及延伸部分至少部分地布置在壳体外部；生物相容液压位移流体，所述生物相容液压位移流体用于对液压位移致动器进行加压。并且，通过对布置在壳体的第一端与活塞的第一端之间的包括生物相容液压位移流体的空间进行加压来在第一方向移动壳体。或者，通过对布置在壳体的第二端与所述活塞的第一端之间的包括生物相容液压位移流体的空间进行加压来在与所述第一方向相反的方向移动壳体。

根据本公开的第五方面，提供了一种植入液压位移致动器的方法，包括：将引导线提供到期望的位置，以及通过引导线将液压位移致动器插入在心脏中的期望位置。

根据本发明的第六方面，提供了一种非瞬态介质，其具有用于对液压致动器或包括液压致动器的系统进行3d打印的指令。

在从属权利要求中限定本公开的其他实施例，其中本公开的第七方面和后续方面的特征与第一至第六方面的特征相同，细节上做必要的修改。

本公开的一些实施例不存在损害人类或动物的身体的风险。

本公开的一些实施例提供了生物相容流体，该生物相容流体将阻止生物相容流体与身体中的其他流体之间的任何不良反应，因此对致动器或身体没有损害。

本公开的一些实施例极大地降低了从壳体泄露到周围环境或进入壳体中的风险。

本公开的一些实施例提供了av瓣膜或瓣膜平面，例如随着致动器的移动而移动的二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面。

本公开的一些实施例提供了固定装置，该固定装置被配置成，当该固定装置保持附接的时候，如果必须更换致动器，可从致动器拆卸。

本公开的一些实施例提供了固定装置，该固定装置被配置成固定在心尖或心室处或靠近这些地方，例如，在心肌内部、在心肌壁内部或心脏的外表面上。或者，该固定装置被配置成附接在相邻的非心脏结构(例如胸壁或圆柱形椎骨(脊柱))中。

本公开的一些实施例提供了锚定在某一距离处的位移致动器，该距离允许致动器具有足够的冲程长度来将av瓣膜或瓣膜平面(例如，二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面)移动期望和/或需要的距离，使得心脏的泵送动作被恢复到正常功能或改善到接近正常功能。

本公开的一些实施例提供了容易地固定到不同物体(诸如锚)上的附接元件。

本公开的一些实施例提供了具有可释放附接机构的附接元件，用于在必须替换或移除位移致动器时用于脱离位移致动器。

本公开的一些实施例提供了液压致动器，其中，该液压致动器的壳体在该液压致动器的活塞固定时移动。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器是双作用致动器。

本公开的一些实施例提供了液压致动器，该液压致动器产生施加到二尖瓣膜或三尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面的两个力，使得它们移动远离或朝向心尖。

本公开的一些实施例提供了优选地沿着心室的长轴产生的力，用于辅助心脏的泵送功能。

本公开的一些实施例提供了液压致动器，该液压致动器是单作用致动器，因此仅在一个方向(在向外冲程或向内冲程上)产生力。

本公开的一些实施例提供了将av瓣膜或av平面(诸如二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面)移动远离和/或朝向心尖的力，使得辅助心脏的正常泵送功能。

本公开的一些实施例提供了液压致动器，该液压致动器与外界隔离密封，从而产生改进的完全密封。

本公开的一些实施例在活塞与其周围的任何组织之间提供减小的摩擦。

本公开的一些实施例提供了密封构件，该密封构件防止组织、体液(诸如血液等等)的任何粘附，因为该密封构件将用作保护屏障。

本公开的一些实施例提供了密封构件，该密封构件适用于承受由于其弹性和挠性所导致的扩张和收缩的反复运动。

本公开的一些实施提供了密封构件，该密封构件具有用于辅助活塞在活塞的向外冲程和/或向内冲程运动中移动的弹簧效应。

本公开的一些实施例提供了密封构件，该密封构件能够容易地由独立的部件构造。

本公开的一些实施例提供了液压位移致动器，该液压位移致动器包括用于分离使得该位移致动器基本上不产生力的装置。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器能够随着跳动的心脏自由地移动。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器适用于解决故障。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器不会至少部分地影响心脏也不会可能损害心脏。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，其中生物相容液压流体可以自由地流动。

本公开的一些实施例提供了配置为具有减少的能耗的位移致动器。

本公开的一些实施例提供了液压致动器，该液压致动器由延伸通过该液压致动器的引导线引导。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器能够保持小型和紧凑。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器是流线型的使得流动阻力最小。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器是流线型的使得当通过该位移致动器时减小了对心脏内血液的自然流动的任何干扰。

本公开的一些实施例提供位移致动器，该位移致动器阻止任何物质容易地卡在该位移致动器的选定部件上并且导致心脏内的并发症，诸如包裹(clothing)、组织向内生长或其他不希望的心脏并发症。

本公开的一些实施例提供了容易通过导管传送的位移致动器。

本公开的一些实施例提供了位移致动器，该位移致动器包括固定的活塞，当该位移致动器进行动作时，壳体10移动。

本公开的一些实施例提供了受控地移动的位移致动器和该位移致动器由加压装置移动所需的力。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元被配置成基于来自至少一个传感器的传感器信息控制液压致动器。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元通过使用心脏的电信号(例如，心脏的跳动)控制加压装置。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元通过使用心脏内部的压力信号(例如，左心房或左心室压力)控制加压装置。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元通过使用位置信号控制加压装置。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元通过使用心脏的加速信号(例如，心脏的跳动)控制加压装置。

本公开的一些实施例提供了与心脏跳动和/或心动周期同步地操作的位移致动器。

本公开的一些实施例提供了控制单元，该控制单元基于适用于检测致动器系统的全部或部分的体积的至少一个传感器来控制加压装置。

本公开的一些实施例提供了能够补充生物相容液压流体的位移致动器。

本公开的一些实施例提供了通过3d打印机打印的位移致动器。

本公开的一些实施例提供了为病人的生物数据定制的位移致动器。

另外，申请人发现可植入的液压致动器尤其是在被实现为用于提供线性/基本上直线位移/移动的线性液压致动器时具有一些惊人的效果：尺寸较小、与尺寸相比的良好效果、低功耗、高移动速度、与其他线性致动器(诸如基于电磁的、基于永磁体的、镍钛诺电机、压电式电机、具有线性齿轮的旋转电机和/或线性电机)相比没那么复杂的技术方案等等。

申请人还发现可植入的液压致动器所产生的力可以有利地在av平面瓣膜或瓣膜环或瓣膜平面(例如，二尖心脏瓣膜或三尖心脏瓣膜)处或与其相邻地用在人类或动物身体内部。在av平面瓣膜或瓣膜环处施加这个力的原理是基于这种瓣膜或瓣膜平面沿着从这种瓣膜朝向心尖的长轴的纵向自然移动的重要性。心脏泵送功能的2/3源自于av瓣膜或平面的这种纵向移动，因为瓣膜用作活塞，在心室内加速并增强朝向心尖的血流。在有病的心脏中，例如，在心力衰竭的情况下，这种移动被修复，在慢性心力衰竭的大多数情况下，这种移动仅仅是正常大约25mm冲程的一半。

附图说明

参考附图，本公开的实施例能够实现的这些和其他方面、特征和优点将从本公开的实施例的以下描述中变得清楚并在其中进行说明，在附图中：

图1是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的示意图。

图2是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的示意剖面图。

图3是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的示意剖面图。

图4是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的示意剖面图。

图5是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的出入口元件的示意侧视图。

图6是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的壳体的端部以及活塞的端部的示意侧视图。

图7是根据本发明的一个实施例的液压位移致动器的附接元件的示意侧视图。

图8是根据本发明的一个实施例的包括液压位移致动器和加压装置的系统的视图。

图9是根据本发明的一个实施例的用于驱动液压位移致动器的方法的流程图。

具体实施方式

现在将参考附图描述本公开的具体实施例。然而，本发明可以按照多种不同的形式实现并且不应当被解释为受限于本文列出的实施例。相反，提供这些实施例使得本公开将是透彻的和完整的，并且将向本领域技术人员充分地传达本公开的范围。在附图中示出的实施例的详细描述中使用的术语不旨在限制本发明。在附图中，同样的标号指代同样的元件。

在一个实施例中，例如图1所示，是可植入的液压位移致动器1，包括用于在人类或动物身体内提供力的生物相容液压位移流体。优选地，该液压致动器是用于产生心脏运动的线性液压致动器。通过具有包括生物相容液压位移流体的可植入的液压位移致动器1，消除了损害人类或动物的身体的任何风险。因为如果致动器泄露生物相容的位移流体，动物或人类身体不会受到泄露流体的伤害。另外，使用生物相容流体将阻止生物相容流体与身体内的其他流体之间的任何不良反应，由此如果体液进入该设备的话对致动器1将没有任何损害。在一个实施中，该位移流体从包括普通无菌水、具有盐分的或电解液像含盐的无菌水或电解液的组合物像林格氏液和人血浆的列表选择的流体。位移流体的另一个实施例是从包括氦、二氧化碳、氮或氢的列表选择的气体。还可以使用医用生物相容流体，像透明质酸、透明质、碘苯六醇、羧甲基纤维素、羟丙基纤维素和右旋糖酐。在一个实施例中，对气体和液体进行混合。

在一个实施例中，液压位移致动器包括用于密封壳体的内部空间的密封构件30，将在以下对其进行进一步的讨论。

在一个实施例中，例如图2至图8所示的液压位移致动器1，包括壳体10，并且壳体10包括第一端11和第二端12。液压位移致动器1包括活塞20，并且活塞20包括第一端21和延伸部分22。活塞20的第一端21被布置在壳体10中，延伸部分22被至少部分地布置在壳体10外部。液压位移致动器1包括密封构件30，密封构件30包括第一端31和第二端32，其中，密封构件30的第一端31被固定到壳体10的第二端12，密封构件30的第二端32从壳体10的第二端12处的末端边缘处沿着活塞20向外或向内延伸，用于密封壳体10的内部空间，如图2所示，其中，密封构件30沿着活塞20向外延伸。通过沿着活塞20从壳体10向内或向外延伸的密封构件30，极大地减少了从壳体10泄露到周围环境的风险。另外，向外或向内延伸的密封构件30还减少了到壳体10中的任何泄露。

在一个实施例中，可植入的液压位移致动器1包括第一固定装置2。第一固定装置2用于将液压致动器锚定在av瓣膜或瓣膜平面(例如，二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面)处，使得该平面能够随着致动器的移动而移动。在一个实施例中，该第一固定装置是至少一个夹具、钩子、倒钩、缝合线或任何其他固定装置，其适用于通过将致动器挤压、夹紧、穿透、推动、拉动到av平面或二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面将致动器维持在二尖瓣膜和/或av平面处并且将其附接在此处。该液压致动器还包括位于位移致动器1上或位于位移致动器1处的适配成具有组织(诸如肌肉组织和/或伤疤组织)向内生长以便将位移致动器1固定或锚定到二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面或av平面的任何固定装置，诸如凹槽或类似的凹口或孔。在一个实施例中，例如在第一固定装置保持附接到心脏时如果必须更换致动器1，这种固定装置能够从致动器1拆卸下来。

在一个实施例中，液压致动器1被固定地布置在心脏的肌肉组织内。在一个实施例中，液压致动器1被部分地布置在心脏的组织内，例如，液压致动器1从心脏向外成角度或在心房和/或心室向内成角度。在一个实施例中，液压致动器1基本上完全地被固定在心脏内。

在一个实施例中，可植入的液压位移致动器1包括用于将该液压致动器锚定在距av平面一段距离处、优选地锚定在av瓣膜或瓣膜平面的心室侧的第二固定装置3(诸如活塞)。因此，该第二固定装置可能被固定在心尖或心室处或靠近这些地方，例如，在心肌内部、在心肌壁内或心脏的外表面上。该第二固定装置还可以附接在相邻的非心脏结构(例如胸壁或圆柱形椎骨(脊柱))中。通过使用第二固定装置3将位移致动器1锚定在心尖处或靠近心尖，位移致动器1将被锚定在某一距离处，该距离允许致动器具有足够的冲程长度来将av瓣膜或瓣膜平面(例如，二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面)移动期望和/或需要的距离，使得心脏的泵送动作被恢复到正常功能或改善到接近正常功能。同样，心脏的心室壁包括相对较厚的心肌，因此也是适合锚定第二固定装置3的适当位置。另外，心尖以及与心尖相邻的肌肉能够承受和抵消来自位移致动器1的力，使得av瓣膜或瓣膜平面(例如，二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面)移动期望的长度以便恢复心脏的正常泵送功能。在一个实施例中，活塞20包括位于活塞20的第二端22处的用于附接第二固定装置3的附接元件50。通过具有包括附接元件50的活塞20，活塞20被容易地固定到不同的物体上。在一个实施例中，附接元件50耦合到用于将位移致动器1附接到心尖的锚。另外，在一个实施例中，附接元件50具有可释放的附接机构，该机构能够在必须替换或移除位移致动器1时拆下活塞20。在一个实施例中，这种可释放机构可以位于第二固定装置3处，在此处，该机构连接到活塞20。在一个实施例中，附接元件50包括用于耦合到锚的螺纹、凸起、夹具等等。在一个实施例中，附接元件50与锚成整体从而附接到物体(诸如心尖)或者与活塞20成整体。通过使用第一固定装置将位移致动器1锚定到av瓣膜或瓣膜平面(诸如二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面或三尖瓣膜或瓣膜平面)以及通过第二固定装置附接到第二固定点、优选地固定在av平面的心室侧，位移致动器1可以在位移致动器1移动的同时移动二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面。这种致动器移动在活塞20固定时移动壳体10。

在一个实施中，位移致动器1是双作用致动器。通过使得位移致动器1是双作用致动器，位移致动器1被配置成在两个方向(相对于壳体10在活塞20的向内冲程和向外冲程上)产生力。在一个实施例中，这两个产生的力被施加到二尖瓣膜或三尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面，使得它们优选地沿着心脏心室的长轴远离或朝向心尖移动，从而辅助心脏在这两个方向(在心脏收缩时朝向心尖，在心脏扩张时远离心尖)上的泵送功能。在一个实施例中，位移致动器1是单作用汽缸，因此仅在一个方向(相对于壳体10在活塞22的向外冲程或向内冲程上)产生力。在一个实施例中，单个产生的力将二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面远离或朝向心尖移动，使得仅在一个方向(或者在心脏收缩时或者在心脏扩张时)辅助心脏的正常泵送功能。术语“活塞20的向内冲程和向外冲程”在其对心脏的作用是指活塞20相对于壳体10的向外冲程将推动av平面远离心尖。例如，远离附接在瓣膜平面的心室侧的第二固定装置3的二尖瓣膜平面，因此其将辅助在av瓣膜打开时在心脏扩张时填充心脏的心室。另一方面，活塞20相对于壳体10的向内冲程将推动壳体10更靠近附接件3。这样做会将av平面拉的更靠近心尖，因为壳体10通过固定装置2附接到av平面或瓣膜环。因此，这种移动将辅助心脏的心脏收缩，增强心脏的泵送功能，因为在av瓣膜闭合时在朝向心尖的移动同时av平面自身在血流中作为活塞工作。总而言之，壳体10向上向下移动并且活塞20固定。液压致动器1的这种移动与其他液压仪器或设备相反，所述其他液压仪器或设备在心脏收缩时在心室侧挤压心脏，由此阻碍了自然的av平面移动，从而使自然的泵送功能变差。

在例如图3所示的一个实施例中，密封构件30的第一端31在壳体10的第二端处固定在在壳体10上，密封构件30的第二端32附接在离壳体10的第一端11最远的活塞20的第二端22处或者在壳体10内部附接在活塞20的第一端21处，使得壳体10的内部空间密封与外界隔离。通过将密封构件30附接在活塞20的端部，附接在壳体10和/或活塞20上。在一个实施例中，当密封构件30附接到活塞20离壳体10的第一端11最远的端部20时，减小了活塞20与任何周围组织之间的摩擦，因为密封构件30将充当布置在活塞20与周围环境之间的摩擦减小屏障。另外，在一个实施例中，密封构件30将防止组织、体液(诸如血液等等)的任何粘附，因为该密封构件将用作对活塞20的保护屏障。

在一个实施例中，密封构件30包括弹性和/或挠性材料诸如硅胶或其它柔性聚合物例如聚氨酯。通过使得密封构件30的至少一部分包括柔性材料，密封构件30的材料诸如硅胶适用于承受由于其弹性和柔性所引起的的扩张和收缩的反复移动。另外，活塞20与任何周围组织之间的摩擦也由于密封构件30诸如硅胶的低摩擦性质而减少。另外，密封构件30诸如硅胶充当活塞20对周围组织的保护屏障，如图3所示。另外，由于其弹性，硅胶具有弹簧效果，这辅助活塞20根据活塞20的位置在致动器1的活塞20的向外冲程和/或向内冲程移动期间移动。

在一个实施例中，密封构件30包括插塞元件和自适应元件(acompliantelement)。插塞元件和自适应元件附接到彼此。自适应元件是密封构件30的第二端32，第二端32从壳体10的第二端12向外或向内延伸，以便密封壳体10的内部空间。通过具有包括插塞元件和自适应元件的密封构件30，密封构件30可以容易地由独立的部件构造。另外，使用独立的元件提供了根据其功能定制元件作为插塞元件或自适应元件的可能性，例如通过选择材料、尺寸、长度、柔性、密封效果等等。在一个实施例中，插塞元件和自适应元件被制造成单件。通过将插塞元件和自适应元件制造成单件，进一步减少了任何泄露风险，因为插塞元件与自适应元件之间不存在会泄露的任何表面。另外，可以通过将插塞元件和自适应元件一体地成型而实现更容易的制造。

在一个实施例中，壳体10包括两个腔室，外部腔室和内部腔室。活塞20部分地可滑动地布置在内部腔室中，外部腔室包含该内部腔室，使得流体包含在组成壳体10的这两个腔室内，例如，如图1所示。

在一个实施例中，液压位移致动器1包括用于将壳体10与活塞20或将活塞20与壳体10脱离接合的装置，使得位移致动器1基本上不产生任何力。通过将壳体10与活塞20脱离接合的装置，位移致动器1不产生任何力，因此位移致动器1一起移动和/或由于作用在壳体10和/或活塞20上的力而移动。在一个实施例中，作用在壳体10和/或活塞20上的力是来自跳动的心脏的力，位移致动器1布置在该跳动的心脏中。在该实施例中，通过具有包括用于将活塞20和壳体10分离的装置的位移致动器1，位移致动器1能够在最小反作用力或没有反作用力的情况下与跳动的心脏一起自由地移动。当布置在心脏中时，位移致动器1将失效，这种自由移动是有益的，这是因为位移致动器1适用于解决故障并且能够位于心脏中但是不会实质性地影响心脏也不可能损害心脏。因此，生物相容液压流体可以在壳体10内或壳体10处和/或在壳体10与活塞20之间自由地流动，诸如在两个腔室之间，因此不会阻止移动和/或对活塞20和/或壳体10的移动做出贡献。继而，心脏在其运动中基本上不受受可植入的位移致动器1的阻碍。在一个实施例中，即使致动器没有失效，仍然使用分离，例如以便降低能耗。这种能耗解耦是在无需辅助心脏功能时(例如当休息时或睡眠期间)使用的一个实施例。在一个实施例中，这种解耦与心脏跳动顺序地执行，例如，在每隔一次心脏跳动或每隔三次心脏跳动或任何其他节奏模式跳动期间解耦。

在一个实施例中，分离装置被布置在活塞20的第一端21，使得分离装置被布置在流体地布置在两个腔室之间的活塞20的头部处并且因此被配置成通过控制这些腔室之间的流动而将这两个腔室分离。通过将分离装置布置在活塞20的头部，实现了流体流动的最小摩擦。在一个实施例中，分离装置被布置在液压位移致动器1中的其他位置，使得为流体在液压位移致动器1内的流动创造开放的流体流动回路而不会产生任何力和/或壳体10或活塞20的移动。

在一个实施例中，分离装置是阀14，如图5所示。通过具有阀14，当阀打开时，壳体10与活塞20之间的压力差相等，并且壳体10和活塞20可以自由地移动。在一个实施例中，阀14被配置成在默认状态下打开，由此允许自由地流动并且位移致动器1基本上不会产生任何力。在工作状态下，阀14闭合，使得位移致动器1生成力并且流体的流动受到约束，使得其作用在活塞20上。通过这种默认状态和工作状态的配置，如果阀14是由能量(诸如电力、压力、力等等)控制的，则液压致动器1节省了能量。

在一个实施例中，阀14被布置在适用于对壳体10进行不同的加压的液压流体出入管15与出入管16之间。通过将阀14布置在管15与16之间，能够容易地使在壳体10中在活塞20的两侧使压力均等。在一个实施例中，阀14被布置在活塞20的头部，给出与上述一样的效果。在一个实施例中，阀14是用于引导流体和/或气体并且被配置成受控的闸门阀、止回阀、球阀或任何其他已知的阀。

在一个实施例中，活塞20包括流体通道25，如图2和图3所示。流体通道25具有第一开口26并且从最靠近壳体10的第一端11的活塞20的第一端21延伸到位于活塞20的延伸部分22处的第二开口27。在一个实施例中，第二开口27被布置在活塞20的端部，使得能够将引导线从壳体10的第一端11并且在壳体10内部通过液压位移设备1插入、然后穿过第一开口26、穿过流体通道25、并且穿出第二开口27到达液压位移致动器1的外部。通过具有流经液压位移设备1的这个自由通道，使用引导线容易地引导液压位移设备1。因此，引导线可以被放置通过整个液压致动器1，从第二固定装置3、通过附接装置50、通过活塞20、还通过壳体10并且进一步进入出入管15或16。在一个实施例中，出入管15和16至少临时地延伸通过血管直到到达身体的外部。因此，操作人员可以从身体外部通过引导线对位移致动器1进行穿线，并且通过附接装置50将位移致动器1从身体外部一路推动从而连接到第二固定装置3。在一个实施例中，固定装置3先前已经附接在心脏中，准备进行附接。另外，在另一个实施例中，基本上与连接到第二固定装置3同时地，第一固定装置2被释放并附接到av平面结构。在一个实施例中，在不同的时间执行这两个附接。优选地，当该设备定位在输送导管内时，其通过引导线插入。当不再需要或者至少部分地留在原地时，引导线可以从第二固定装置3拆下并且从位移致动器1缩回。在一个实施例中，引导线能够可拆除地附接到附接装置50。

在一个实施例中，第二开口27垂直于活塞20的延伸部分布置，例如，如图2所示。通过将第二开口27从活塞20的延伸部分22向外侧向布置，活塞20的延伸部分22与密封构件30之间的接触表面减小，因为位移流体通过开口26和27进入密封构件30与活塞20的延伸部分22之间并且因此减小了密封构件30与活塞20的延伸部分22之间的摩擦。另外，侧向地并且向外地布置的流体通道25和第二开口27允许对密封构件30进行加压，使得密封构件30将移动并且因此进一步防止组织附接或生长到密封构件30上。

在一个实施例中，延伸部分22处的开口27包括多个开口，如图4所示。通过具有位于延伸部分22处的多个开口27，位移流体按照更均匀的方式被引入在密封构件30与活塞20的延伸部分22之间。这将按照更均匀的方式润滑并降低其间的任何摩擦。另外，这将产生密封构件30的更均匀移动，以减少向内生长。

在一个实施例中，壳体10内或活塞20上的压力在2-100巴范围内、更特别地在30-40巴范围内、或甚至更特别地在1-10巴的范围内。根据以下方程式计算液压致动器1的力：

双作用液压活塞在杆侧产生的力可以被表达为：

f1＝(pi*(d2²-d1²)/4)*p1，其中

f1＝杆拉力

d1＝杆直径

d2＝活塞直径

p1＝汽缸内的压力(压力差)

与杆相反的所产生的力可以被表达为：

f2＝(pi*d2²/4)*p2，其中

f2＝杆推力

p2＝汽缸内的压力(压力差)

在杆的直径为4mm并且活塞的直径为2mm的实施例中，在6巴下工作将产生7,6n的拉力和5,6n的推力。在上述实施例中，4巴的工作压力将产生5n和3,8n的力。在上述实施例中，2巴的工作压力将产生2,5n和1,9n的力。

在一个实施例中，液压位移致动器1包括附接在壳体10的第一端11处的组合式出入口元件40。通过具有位于壳体10的第一端11处的组合式出入口元件40，位移致动器1的总体尺寸可以保持小并紧凑。在一个实施例中，当具有小并紧凑设计的位移致动器1被布置在心脏内时，避免了任何部件从位移致动器1向外突出到侧面，这因此减小了损害位移致动器1周围的心脏的风险。另外，在一个实施例中，组合式出入口元件40连同包括两个腔室并且连接到组合式出入口40的壳体10的设计，使得能够按照流线型的方式配置位移致动器1。通过使位移致动器1为流线型，当通过该位移致动器1时减小了对心脏内血液的自然流动的任何干扰。另外，这种流线型设计阻止任何物质容易地被卡在位移致动器1上并且导致心脏内的并发症，诸如包裹、组织向内生长或其他不希望的心脏并发症。另外，流线型设计允许通过最小的摩擦将致动器通过导管容易地传送，以便能够将致动器1和固定装置2、3传送到心脏的内部结构。在一个实施例中，例如，如图5所示，组合式出入口元件40被布置成使得出入管15和16是同轴的以便更简单并且更轻薄地构造液压致动器1。

在一个实施例中，活塞20是固定的，而壳体10在动作时是移动的。通过使得活塞20固定并且移动壳体10而不是像常规的那样移动活塞，作为活塞20和壳体10中最大的元件的壳体10可以被布置成使得活塞20和壳体10的最大支撑表面与待由位移致动器1移动的期望物体接触。在一个实施例中，壳体10附接到心脏内的二尖瓣膜和/或二尖瓣膜平面或者附接到三尖瓣膜和/或三尖瓣膜平面。当致动器1动作时，这允许最大地辅助心脏的泵送功能并且由此增加流过位移致动器1被布置在其中的心脏的血流，因为壳体10邻近av瓣膜布置，因此能够移动和/或支撑av瓣膜，例如，二尖瓣膜运动。

在一个实施例中，在例如图7示出的用于驱动液压位移致动器的系统100包括液压位移致动器1和连接到液压位移致动器的加压装置60，该加压装置用于对包括在液压位移致动器1内的生物相容液压位移流体进行加压。位移致动器1包括：壳体10，该壳体10包括第一端11和第二端12；活塞20，该活塞20包括第一端21和延伸部分22，其中，活塞20的第一端21被布置在壳体10中，延伸部分22至少部分地布置在壳体10外部。

在一个实施例中，液压位移致动器1包括密封构件30，密封构件30包括第一端31和第二端32，其中，密封构件30的第一端31被固定到壳体10的第二端12，密封构件30的第二端32从壳体10的第二端12处的末端边缘处沿着活塞10向外或向内延伸，以用于密封壳体10的内部空间。通过具有包括包含生物相容液压位移流体的位移致动器1和加压装置60的系统100，位移致动器1可控地移动，移动位移致动器1所需的力由加压装置60确定。

在一个实施例中，系统100包括连接到加压装置60的控制单元以及与该控制单元通信的至少一个传感器。通过使用该至少一个传感器和该控制单元，该控制单元被配置成基于来自该至少一个传感器的传感器信息控制液压致动器1。

在一个实施例中，该至少一个传感器是压力传感器、位置传感器、加速计、速度传感器、电传感器或用于测量心脏参数的其他传感器。

在一个实施例中，系统100包括至少一个传感器，该至少一个传感器适用于检测心脏的电信号(例如心电图(ecg))并且与控制单元通信。通过具有包括适用于检测心脏的电信号并且与控制单元通信的至少一个传感器的系统100，控制单元可以通过使用心脏的电信号(例如，心脏的跳动)与现有的心动周期同步地控制加压装置60。在一个实施例中，控制单元响应于心脏的电信号控制加压装置60以进行心脏收缩和/或心脏扩张。

在另一个实施例中，系统100包括至少一个压力传感器，该至少一个压力传感器适用于检测致动器1外部的心脏的心室内的压力并且与控制单元通信。通过具有包括适用于检测心脏的压力信号并且与控制单元通信的至少一个传感器的系统100，控制单元可以通过使用心脏内的压力信号(例如，左心室或左心房压力)与现有的心动周期同步地控制加压装置60。

在一个实施例中，控制单元响应于心脏的压力信号控制加压装置60以进行心脏收缩和/或心脏扩张。

另外，心脏内部的压力传感器可以用于在比逐拍心动周期(abeat-to-beatcycle)更长的时间范围内调节必要的致动器效果，例如几小时到几天，以便尤其节约能量。

在一个实施例中，系统100包括适用于检测液压位移致动器1的压力的至少一个压力传感器。这种压力传感器允许监督并引导致动器1内部的压力模式。

在一个实施例中，系统100包括至少一个传感器，该至少一个传感器适用于检测位置信号并且与控制单元通信。通过具有包括适用于检测心脏和/或致动器系统的各部件的至少一个位置信号并且与控制单元通信的至少一个传感器的系统100，控制单元可以通过使用位置信号与现有的心动周期和/或致动器动作同步地控制加压装置60。在一个实施例中，控制单元响应于心脏的位置信号控制加压装置60以进行心脏收缩和/或心脏扩张。

另外，系统100的一个实施例包括至少一个传感器，该至少一个传感器适用于检测加速度信号并且与控制单元通信。通过具有包括适用于检测心脏的各部件(例如，瓣膜平面)或致动器系统的各部件的加速度并且与控制单元通信的至少一个传感器的系统100，控制单元可以通过使用心脏的加速度信号(例如，心脏的跳动)控制加压装置60，并且致动器1的动作与现有的心动周期同步。在一个实施例中，控制单元响应于心脏的加速度信号控制加压装置60以进行心脏收缩和/或心脏扩张。

另外，系统100的一个实施例包括至少一个传感器，该至少一个传感器适用于检测体积信号并且与控制单元通信。通过具有包括适用于检测致动器系统整体或各部件的体积并且与控制单元通信的至少一个传感器的系统100，控制单元可以控制系统100的生物相容液压流体管理。

在一个实施例中，加压装置60包括用于补充(refilling)生物相容液压位移流体的装置。通过具有包括用于补充生物相容流体的装置的加压装置，如果流体已经从位移致动器1泄露，能够补充系统。在一个实施例中，补充装置是能够通过针等等刺破的薄膜和储藏室，使得能够通过简单地对刺穿薄膜并且将生物相容材料注入系统100中来补充系统。这种补充可以通过例如针穿透病人的皮肤完成。在一个实施例中，在液压位移致动器1处执行补充。

在一个实施例中，系统100包括提供电力的电池。在一个实施例中，电池与液压致动器一起植入，或者在另一个实施例中，电池远离液压致动器。

在一个实施例中，公开了图8所示的对液压位移致动器1进行移位的方法，该方法包括：提供液压位移致动器1(110)以及通过对布置在壳体10的第一端11与活塞20的第一端21之间的包括生物相容液压位移流体的第一空间进行加压来在第一方向移动壳体10或者通过对布置在壳体10的第二端12与活塞20的第一端21之间的包括生物相容液压位移流体的第二空间进行加压在与第一方向相反的方向上移动壳体10(120)。液压位移致动器1包括：壳体10，该壳体10包括第一端11和第二端21；活塞20，该活塞20包括第一端21和延伸部分22，其中，活塞20的第一端21被布置在壳体10中，伸部分22至少部分地布置在壳体10外部。在一个实施例中，位移致动器1还包括密封构件30，密封构件30包括第一端31和第二端32，其中，密封构件30的第一端31被固定到壳体10的第二端32，密封构件30的第二端32从壳体10的第二端处的末端边缘处沿着活塞20向外或向内延伸，用于密封壳体10的内部空间。通过在活塞20的任一侧对位移致动器1进行加压，位移致动器1将移动并产生力，这个力移动壳体10从而移动二尖瓣膜或二尖瓣膜平面或三尖瓣膜或三尖瓣膜平面。因此位移致动器1的移动将在心脏扩张或心脏收缩或心脏收缩各部分或心脏扩张各部分或两者中辅助心脏泵送功能。在一个实施例中，液压位移致动器1的移位包括对第一和第二空间(腔室)依次进行加压，使得产生壳体10的双作用移动。通过在活塞20的两侧对生物相容液压位移流体进行加压，可替代地，位移致动器1是可以在两个方向产生力并且因此辅助心脏收缩和心脏扩张的双作用致动器。

在一个实施例中，这些方向基本上是液压位移致动器1的延伸方向。优选地，这种作用在自然血流方向沿着从av瓣膜朝向心尖的心脏心室的长轴。

在一个实施例中，该方法包括提供活塞20，该活塞20包括流体通道25，该流体通道25具有第一开口26并且从最靠近壳体10的第一端11的活塞20的第一端21延伸到位于活塞20的延伸部分22处的第二开口27。这种通道25具有两个功能，主要用于流体通道，其次用于在设备植入期间引导线的通过。另外，通过被推进活塞20与密封构件30之间的加压流体将润滑活塞20的延伸部分22与密封构件30之间的接触表面。

在一个实施例中，公开了一种具有用于对液压致动器1进行3d打印的指令的非瞬态介质。通过具有对液压致动器1进行3d打印的指令，可以使用3d电机来打印例如定制的或非定制的可植入的液压致动器1。在一个实施例中，在了解病人的生物数据(诸如心脏的尺寸、心脏的厚度以及其他相关的心脏特征)之后对液压致动器1进行定制。

以上已经参照特定实施例描述了本公开。然而，本公开的范围内除了上述实施例之外的其他实施例同样是可能的。在本公开的范围内可以提供与上述那些不同的方法步骤或其中的不同顺序。本公开的这些不同的特征和步骤可以在除了所描述的那些之外的组合中组合。本公开的范围仅由所附专利权利要求书限制。