具无缝合导流管组件的植入式心室外延共搏循环支持系统的制作方法

1.本发明涉及一种植入式心室外延共搏循环支持系统，特别是包括一无缝合导流管组件的一共搏(co-pulsatile)循环支持系统。


背景技术：

2.机械循环支持系统，如心室辅助装置(ventricular assist device；vad)，特别是左心室辅助装置(left ventricular assist device；lvad)，已发展成为治疗晚期心脏衰竭(heart failure；hf)的标准治疗方式。目前，需要vad治疗的心脏衰竭患者是对药物治疗无反应的患者们，他们会被归类为晚期心脏衰竭，如果没有获得心脏移植或机械循环的支持，将随时面对死亡的威胁。迄今为止，从包括heartmate 2、heartmate 3和heartware hvad在内以连续流、持久lvad(旋转血泵)的设备，从获得批准以来，全球已登记并超过25000个lvad植入的病人案例。可以预见，随着技术的进一步发展，lvad作为晚期心脏衰竭治疗的使用将越来越被接受。
3.常见的心脏衰竭可分为收缩性心衰竭(systolic heart failure)和舒张性心衰竭(diastolic heart failure)。射血分率(ejection fraction；ef)定义为从心室射出的血液体积除以能存储在心室中的最大血液体积，临床上被用于量化心脏的收缩力。对于正常人来说，ef在休息时约为70％。收缩性心衰竭的ef一般低于40％，其表现为病理性扩张型心室和壁厚减小。根据拉普拉斯定律(laplace law)，这种扩大的腔室会消耗心肌更多的收缩能量来提供脉动输出，因该使得心室收缩不足且效率低下。然而，舒张性心衰竭是由于腔室储血功能障碍所引起，其心肌壁异常僵硬和厚实，导致储血能力受损而使得心输出量不足，尽管其ef大致正常。收缩性心衰竭或射血率降低的心衰竭(heart failure with reduced ejection fraction；hfref)病理已相对清晰地被理解，且无论是借由药物或装置治疗的疗法都已相对完善。另一方面，正常收缩分率心衰竭(heart failure with preserved ejection fraction；hfpef)是一种更广泛的疾病，包括舒张性心衰竭和其他非心脏合并症，近年来受到更多关注。然而，对其病理生理学所知甚少并且其可用的治疗方法效果较差。hfpef患者约占心衰竭总死亡率的一半。由hfpef引起的流行病学医疗负担(包含其导致的死亡率和住院率)正在逐年上升，且不断增长的老年人口比例预计将加剧这种医疗负担趋势。
4.根据ef分类，ef《40％的心力衰竭患者被归类为hfref，而ef为临界值甚至正常值的ef，即ef》40-50％，被归类为属于hfpef族群。二十多年来，人们一直在努力寻找hfpef病理原因和相应的治疗方法。已进行二十项左右的医学试验，但没有一种可用的药物被证明对治疗hfpef有效。hfpef的致病因素是异质性的(heterogenous)，患者会死于心脏和非心脏原因。下列导致hfpef死亡的致病因素已被证明，包括肺动脉高压、水肿、右心室(rv)衰竭、心房颤动、全身性高血压、心室-血管僵硬以及非心脏因素，像是肥胖、贫血、糖尿病和肾功能不良等。
5.hfref和hfpef具有相同的疾病恶化特征，即一落入恶性循环将继续恶化直至死
亡。目前，装置介入可能是除药物治疗之外更有效的治疗选择，药物治疗目前仅能用利尿剂管理和合并症的缓解治疗。近年来越来越受欢迎的旋转式血泵(rotary blood pump)仅适用于ef《40％的收缩性心衰竭，并且其标准要求患者须满足有足够的右心储备量。据统计，大约30-40％的旋转泵使用患者在lvad植入后会出现装置诱发的右心衰竭。目前的连续流lvad不太可能对通常左心室腔尺寸有限制尺寸的hfpef患者有益。为使lvad能有效治疗hfpef，必须使用不同的设计概念进行开发，以解决与hfpef相关的疾病特征。时至今日，尚无用于治疗hfpef的装置疗法。可以说，对hfpef病理生理学的理解和找出针对病因的治疗方法，无论是通过药物或机械方式都是迫切需要的。


技术实现要素：

6.为了解决传统循环支持产品的局限性，本发明的一实施例为连接心脏的心室与血泵(blood pump)共搏(co-pulsatile)循环支持系统中的一种导流管(flow cannula)组件，包括提供一可变形的聚合物导流管与一对公扣具及母扣具。该导流管包括一导流管流道本体、一钟形开口(bellmouth)以及一法兰斜面(flange ramp)，其中该导流管流道本体位于该钟形开口和该法兰斜面部分之间。该钟形开口位于该导流管的第一端，被配置为置入心室；该法兰斜面部分位于该导流管的第二端，被配置为与该血泵所属组件连接。该导流管的内表面光滑无缝。该公母扣具是用螺纹相互锁固，其中该公扣具固定在该导流管上，使该母扣具压紧在心脏的心壁外膜(epicardium)上。
7.在一些实施例中，该导流管具有一支架，嵌入在该导流管的壁内。
8.在一些实施例中，该支该导管流道本体和该钟形开口内。
9.在一些实施例中，该支架具有一的字形环、一连接部分和锥形支架环成阵列排列，连接位于该导流管流道本体内的该的字形环状阵列以及位于钟形开口内的锥形支架环状阵列。
10.在一些实施例中，该钟形开口具有朝向该开口尖端逐渐变薄的壁厚分布，并且该尖端实际上是楔形边缘。
11.在一些实施例中，该导流管与心脏心肌接触的一表面部分被为纹理化或被一多孔材料覆盖以促进细胞和组织向内生长。
12.在一些实施例中，该母扣具有一母扣具帽，配置为与该心壁外膜接触，以促进细胞和组织向内生长以达到止血和固定的目的，其中多孔材料附着在该母扣具帽。
13.在一些实施例中，该母扣具有一软质护套(cushion cuff)，其中该软质护套环绕并附着在该母扣具帽的一外缘，并与该心壁外膜接触。
14.在一些实施例中，该导流管流道本体具有多个突出座，从该导流管流道本体的外壁突出；其中，该公扣具有多个通槽(through slot)分别对应于该些突出座；其中该些突出座与该些通槽相互啮合(engaged)。
15.在一些实施例中，该导流管由具有可变形的聚合物材料(polymeric material)。
16.在一些实施例中，该导流管的导流管流道本体是弯曲的或可弯曲的。
17.本发明的另一个实施例提供了一种植入式心室外延共搏循环支持系统配置为连接一心脏的一心室(ventricular chamber)，包括一无阀排量式血泵(displacement blood pump)、一可变形聚合物(polymeric)导流管、一对公母扣具、一耦合器、一驱动导管组件和
一共搏驱动器。该无阀排量式血泵包括一血囊(blood sac)、一血泵壳体(housing)、将该血囊整合在该血泵壳体内的一悬吊座(stemsuspension)、嵌入该血泵壳体以追踪心搏律动的一感测器，以及具有一喙状法兰(beak flange)的一入口连接器(inlet adapter)。该导流管包括一导流管流道本体、一钟形开口(bellmouth)以及一法兰斜面(flange ramp)，其中该导流管流道本体位于该钟形开口和该法兰斜面之间。该钟形开口位于该导流管的第一端，被配置为置入心室，该法兰斜面部分位于该导流管的第二端，被配置为与该入口连接器形成为一连接接口，该导流管的内表面光滑且无缝。该公母扣具有螺纹并相互锁固，其中该公扣具固定在该导流管上，该母扣具压紧在心脏的心壁外膜上。耦合器连接该导流管的第二端与该入口连接器，其中该耦合器包括一法兰底座和一对固定在该法兰底座上的锁环(collar)，其中该锁环具有一内部凹槽，用于接收和压缩该法兰底座、该导流管的该法兰斜面和该入口连接器的该喙状法兰接合。该驱动导管组件与该血泵以气动方式连通传输，并将心律感测信号传输给该驱动器。该共搏驱动器根据一感测到的心搏律动波形提供指令驱动气动泵作动(pneumatic pumping)，其中一共搏泵作动(co-pulsatile pumping)借由在心室收缩期泵射血(pump ejection)和心室舒张期泵充血(pump fill)来实现。
18.在一些实施例中，该导流管具有一支架，嵌入该导流管的导管壁中。
19.在一些实施例中，该钟形开口的壁厚朝向钟形开口的一尖端逐渐变薄，并且该尖端是楔形边缘(wedge shape)。
20.在一些实施例中，该导流管与心脏心肌接触的一外表面被一粗糙化或被一多孔材料覆盖，以促进细胞和组织向内生长。
21.在一些实施例中，该导流管的该导流管流道本体是弯曲的或可弯曲的。
22.在一些实施例中，该母扣具有一母扣具帽，配置为与心壁外膜接触，以促进细胞和组织向内生长，以达到止血和固定为目的，其中多孔材料附着在该母扣具帽沿。
23.在一些实施例中，该入口连接器的该喙状法兰具有与该法兰斜面连接的一喙状接口，该喙状接口的一内径略大于该导流管流道本体的一内径，并且该法兰斜面向该导流管的一中心线倾斜30至60度。
24.在一些实施例中，该耦合器包括一防解耦闩锁及一锁环轮廓，该锁环轮廓在锁环闭合期间，同步环抱(simultaneous catching)住该耦合器的该法兰底座的整个外围边缘，以实现血液接触表面有最小不连续性的连接特性。
25.在一些实施例中，该共搏泵作用是借由参考心电图来实现。
26.在一些实施例中，该共搏泵作用是借由参考由一感测器获取的压力波形来实现，其中该感测器是一压力感测器。
27.在一些实施例中，该悬吊座设有一对轴对称座，该血泵的该血囊呈轴对称，并由该对轴对称座支撑以延长该血泵的耐久性。
附图说明
28.图1所示本发明一植入式心室外延循环辅助装置的一系统示意图；
29.图2所示的本心室外延循环辅助装置的可植入子系统的一分解图；
30.图3所示是心室外延循环辅助装置在左心室的示意图；
31.图4a所示导流管的侧视图；
32.图4b所示导流管的一横截面图；
33.图5所示支架嵌入在导流管中的透视图；
34.图6a显示图5的一支架嵌入物的一侧视图；
35.图6b显示图5的一支架嵌入物的另一视角图；
36.图7a所示的公扣具的一侧视图；
37.图7b所示的公扣具的一剖视图；
38.图8a所示的母扣具的正视和背视图；
39.图8b所示的母扣具的一剖视图；
40.图8c所示母扣具设计的另一实施例；
41.图8d所示母扣具设计的另一实施例的剖视图；
42.图9所示一公母扣具对所速在导流管流道本体其中一锁定位置的剖视图；
43.图10a所示入口连接器的一视角图；
44.图10b所示入口连接器的剖视图；
45.图11a所示出耦合器元件的分解图；
46.图11b所示处于未闩锁的打开状态的耦合器的一视角图；
47.图11c所示闩锁闭合的锁定形式的耦合器的一视角图；
48.图12所示心室外延循环辅助装置系统中的一排量式血泵的一较佳实施例的一侧视图；
49.图13所示心室外延循环辅助装置系统中的一排量式血泵的一较佳实施例的一剖视图；
50.图14所示多层远端驱动导管的结构图；
51.图15所示组装好的心室外延血泵的一剖视图；
52.图16a所示共搏心室外延血泵在心脏舒张期间提供的左心室充血效应示意图；
53.图16b所示共搏心室外延血泵在心脏收缩期间提供的左心室射血增强和搏量增量效果示意图；
54.图17a是一机电致动器(actuator)和一马达控制器的方块图；
55.图17b是一机电致动器(actuator)和一马达控制器的另一示意图；以及
56.图18所示左心室压(left ventricular pressure；lvp)、主动脉压(aortic pressure；aop)、心电图(electrocardiogram；ecg)和机电致动器在驱动evbp循环支持系统中的活塞位移轨迹之间的共搏关系图。
57.其中，附图标记
58.10:循环支持系统
59.20:心脏
60.21:取芯孔
61.30a:导流管组件
62.30:导流管
63.30s1:第一端/远侧端
64.30s2:第二端/近侧端
65.30w:导管壁
66.31:钟形开口
67.310:尖端楔形
68.311:金属支架
69.312:之字形环
70.313:连接部分
71.314:锥形支架环
72.32:导流管流道本体
73.320:表面部分
74.33:公扣具
75.330:通槽
76.331:螺纹
77.34:母扣具
78.340:漏斗形远端帽
79.341:软质护套
80.341n:镍钛合金支架
81.342:螺纹
82.343:滚花凹槽
83.35:内径
84.36:法兰斜面
85.37:突出座
86.38:斜面表面
87.40:耦合器
88.41:锁环轮廓
89.42:法兰底座
90.43:锁环
91.431:内部沟槽
92.44:铰链
93.45:弹簧线圈
94.46:铰链关节
95.47:板片弹簧式闩锁
96.471:板
97.48:斜面
98.50:心室外延血泵
99.501:刚性壳体
100.502:近端壳体
101.503:远端壳体
102.504:血囊
103.505,506:悬吊座
104.507:血泵压力感测器
105.508:引入件
106.51:入口连接器
107.52:喙
108.53:内径
109.54:接合处
110.540:喙前缘
111.55:倾斜角
112.56:喙状法兰
113.57:连接器主体
114.58:孔眼
115.60a:驱动导管组件
116.60:远端驱动导管
117.601:内腔
118.602:第一中间层
119.603:第二中间内腔
120.604:硅胶护套
121.605:线圈加固
122.606:电线
123.607:系绳
124.608:空心连接器
125.609:电极
126.61:近端驱动导管
127.62:驱动导管互连器
128.70:共搏驱动器
129.71:机电致动器模块
130.72:马达控制器单元
131.73:微控制单元
132.74:使用者接口模块
133.75:电池模块
134.76:电源管理单元
135.77:医疗监视器
136.aop:主动脉压
137.aov:主动脉瓣
138.ecg:心电图
139.e_trig:射血触发信号
140.f_trig:充血触发信号
141.la:左心房
142.lv:左心室
143.lvp:左心室压力
144.mv:二尖瓣
145.pv:肺动脉瓣
146.ra:右心房
147.rv:右心室
148.tv:三尖瓣
具体实施方式
149.下面详细讨论辅助装置实施例的制作和使用。然而，应当理解的是，实施例提供了许多适用的发明概念，这些概念可以实现在各种各样的特定情况。所讨论的特定实施例仅仅是说明制作和使用实施例的特定方法，并不限制本发明揭露的范围。
150.除非另有定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的相同含义。应当理解，在常用词典中定义的每个术语都应被解释为具有符合本公开内容的相对技能和背景或情况的含义，除非另有定义，否则不应以理想化或过于正式的方式进行解释。
151.本发明揭露的一个实施例是针对舒张性心衰竭的一植入式心室外延共搏循环支持系统，或是针对更广泛意义上的hfpef。本发明的一个代表性实施例，图1系为本发明一植入式心室外延循环辅助装置的一系统示意图，如图1所示，其包括一导流管组件30a、一耦合器40、一心室外延血泵50(epi-ventricular blood pump；evbp)、一驱动导管组件60a以及一共搏驱动器70。该心室外延血泵50通过该耦合器40连接到该导流管组件30a的一导流管30，该导流管30被植入在一心脏20的左心室(lv)。为了解决与hfpef相关标志性结构改变，即左心室心肌壁增厚和变硬及左心室体积减小，本发明的一个实施例创新了一种机械式体积补偿器(volume compensator)借由向左心室附加主动式调节的该心室外延血泵50。这种心室外延血泵50与心脏20的左心室(lv)的吻合口连接是通过一新型血泵流动连接器的发明(包括导流管组件30a、耦合器40)所进行，并且本循环支持的操作是由心室外延血泵50的一共搏驱动(co-pulsatile support)进行，如下所述。
152.图2系为本心室外延循环辅助装置的可植入子系统的一分解图，接着在图2中进一步说明。一导流管组件30a具有一导流管(或一导管)30和一公母扣具对33、34。该导流管30的一远侧端(第一端)30s1为漏斗形，并且公母扣具对33、34安装在该导流管30周围，以固定并实现该导流管30与一心脏20的左心室(lv)的无任何泄漏，其后会描述。在该导流管30的近侧端(第二端)30s2处，采用最小的结合接口以不连续性设计来整合机构，用于将该导流管30与该心室外延血泵50的一入口连接器51(见图10a)连接起来。在一些实施例中，该导流管30是可变形的聚合物(polymeric)导流管。
153.图3为心室外延循环辅助装置在左心室的示意图，其中特别说明导流管植入一左心室的细节(其中，lv:左心室，rv:右心室)，如图3所示，心室外延循环辅助装置的植入，其中特别要强调的是该心室外延血泵50与左心室的连接是借由无缝合连接方法完成。该导流管30具有与心壁内膜齐平的一钟形开口31(形状为一一漏斗形流道)，并由母扣具34锁固，其对心壁外膜施加压合力，利用该钟形开口31作为止挡，完成与左心室的无泄漏装置连接，其中公扣具33及母扣具34，是用螺纹相互锁固，而该公扣具33固定在该导流管30上，使该母扣具34被压紧在该心脏20的一心壁外膜(epicardium)上。
154.用于将该心室外延血泵50连接到心脏20的左心室(lv)的该导流管组件30a的一实施例在图3和图4a中描述。在图3中，其显示该导流管30和该心室外延血泵50如何连接到心脏20的左心室(lv)，该示意图描述了人造流道和将内部相连的导管元件植入心室壁尖端(apical coring)上取芯的孔21。该导流管组件30a包括一钟形开口31、一导流管流道本体32、一对公扣具33和母扣具34，以及一法兰斜面36。该钟形开口31被配置为插入心脏20的左心室。该耦合器40被配置为连接导流管30的该法兰斜面36与该心室外延血泵50的一入口连接器51。该法兰斜面36的一斜面表面38与该入口连接器51相连接或接触。
155.图4a为该导流管的侧视图，为了保持清晰，暂时去除附着在该导流管外表面上用于组织向内生长的多孔材料，而图4b则为该导流管的一横截面图，然而图4a和图4b中更进一步显示导流管30的详细说明。如图所示，一远侧端(第一端)(orifice)30s1位于一钟形开口31，定义为从其连接的循环支持系统10所看到的更远导管端，其设计为具有逐渐增加锥体直径的一钟形开口形状。该钟形开口31置入心室，其中的锥角通常与该导流管流道本体32的旋转轴夹角为30-75度。该导流管30的中心部分是具有均匀横截面构型的直导流管流道本体32，其中导流管流道本体32是弯曲的或可弯曲的。导流管材质为半刚性并具有弹性，通常可由模具射出的聚合物材质构成。当置入靠近一心脏20左心室顶点的取芯孔(cored through-hole)21时(见图3)，漏斗形状的该导流管30构成一几何锁定机构。在一近侧端(第二端)30s2处，该导流管30的血液接触内表面为具有几何上平滑过渡到所连接该心室外延血泵50的该入口连接器51。
156.该导流管流道本体32与心肌芯接触的一表面部分320可以进行纹理化(textured)以在伤口愈合期间促进组织向内生长。纹理化的表面部分320可以借由附着具有适当孔隙率的一纤维材料或借由沉积薄膜产生的聚合物细丝(例如，借由静电纺丝)来制作。这种有纹理的表面部分320可以帮助组织向内生长以黏附或密封植入的导流管30，从而在术后维持安全植入所需的长期止血特性。心脏心肌接触的该导流管30的该表面部分320可为纹理化或被一多孔材料(fabric material)覆盖以促进细胞和组织向内生长。
157.前述漏斗形导流管30的两个实施例分别显示于图4a与图4b。对于这些实施例，可以采用聚合物弹性体如硅氧树脂(silicone)或聚氨酯(polyurethane)作为材料，其可以通过模具浇注或射出成具有光滑血液接触表面的无缝导流管30中。在该钟形开口31的该远侧端30s1是一楔形的尖端楔形310，可以附着在心壁内膜上，其具有最小的几何不连续性。此外，由于该尖端楔形310周围的壁厚逐渐变薄，该钟形开口31的刚度与朝向该尖端310楔形的壁厚等比例地降低，当对心壁内膜进行压缩时，使该钟形开口31具有柔韧性和形状共形性(shape-conformal)。
158.图5则是镍钛合金(nitinol)支架型加固嵌入物在导流管中的透视图，本实施例特别是指将前一实施例(图4a和图4b)嵌入一金属支架311(如镍钛合金(nitinol)支架强化物)，如图5所示。该金属支架311嵌入该导流管30的一导管壁30w内。尤其，该金属支架311位于导流管流道本体32和钟形开口31的内部，用以提供刚度(stiffness)。借由将该金属支架311嵌入该导管壁30w内，导管壁厚度可以进一步变薄以减小导管流道外径。因此，支架嵌入导管30的可植入性将得到提升，而不会影响以内径35所主导血流动力学上的性能。而且，在一些实施例中，由镍钛合金加固制成的金属支架311可以分担大量施加在导流管流道本体32上的脉动压力负载，因此增强了导管的耐久性和安全性。一般来说，超弹性镍钛合金支架
是较佳的，因为它能够承受大变形量而不会产生结构降服(structural yielding)，从而满足本导流管30的可折迭性要求。
159.图6a用以显示图5的一支架嵌入物的一侧视图，图6b用以显示图5的一支架嵌入物的另一视角图，来说明该金属支架311植入的侧视图和另一视角。一之字形环(zig-zag rings)312形状成一阵列负责抵抗径向负载(radial load)，而连接部分313则将该之字形环312组成群组以抵抗轴向力(axial force)。多个锥形支架环314嵌入该钟形开口31的壁内。对于薄壁的该钟形开口31，其径向强度随着锥体直径向尖端楔形310的增加而逐渐减弱。该钟形开口31的壁厚向尖端楔形310逐渐变细。注意，当该钟形开口31被该母扣具34锁固时，该钟形开口31径向强度不足可能导致局部结构屈曲和丧失形状共形性(shape-conformality)，从而导致屈曲尖端楔形310周围大量出血。镍钛合金的该金属支架311强化可以借由提供足够的抗屈曲能力来改善这种聚合物材料的硬度，而无需增加该钟形开口31的壁厚。特别强调该金属支架311有一之字形环312、一连接部分313和锥形支架环314成阵列排列，连接位于该导流管流道本体32内的该之字形环状312阵列以及位于该钟形开口31内的锥形支架环状314阵列。
160.再次参照图3，在该导流管30植入之前，需要一个直径在10-15毫米范围内的取芯孔(through-hole)21，其内径刻意被保持小于导流管流道本体32的外径。因此，本发明导管的变形性是必要的，其允许将该钟形开口31和该导流管30卷缩成更小的预包装形式以利于植入。在该钟形开口31插入并释放卷缩的约束后，折迭的该导流管30将恢复其原始形状和直径，并紧贴地扩展到较小尺寸的取芯后取芯孔21的切口表面。同样，在该钟形开口31的入口在从卷缩的约束中释放出来后，亦将扩展，从而构成对心壁内膜的抗移位锚定。
161.lvad的手术植入通常使用左心室顶点作为连接位置。与现代旋转血泵(rotary blood pump)相关的刚性壁(rigid-walled)入流导管(直径20-30mm)相比，本发明的该导流管30植入物所需的取芯孔尺寸(直径10-15mm)可以大大缩小。从心壁切除较少量的组织在手术和解剖学上是有利的。它不仅可以减少收缩肌的永久性丧失，还可以减轻负责房室瓣膜功能的乳突肌(papillary muscle)和腱索(chordae tendineae)受伤的风险。要注意的是，二尖瓣逆流(regurgitation)会导致肺淤血(pulmonary congestion)和高血压，导致肺水肿(pulmonary edema)和危及死亡的右心衰竭。应避免取芯导致(coring-induced)的腱索和乳突肌损伤，且较小的取芯孔可显著降低这种手术风险以及由此引起的肺部并发症。此外，它将略微增加hfpef中常见的lv受限内径，从而减少泵充血(或lv“向下吸入(suck-down)”)期间插管尖端阻塞的可能性。
162.为了更能进一步认识本发明的特征，在此解释本发明与现有技术旋转血泵(rotary blood pump)的入流导管连接设计最大的不同之处，过去的设计通常需要10-12针高风险的缝合手术，特别是在取芯孔21在取芯后，将lvad连接并置入到心脏20上，然后在取芯孔21周围进行圆周缝合，本发明创新了一种无缝合固定血泵在左心室中方法。传统的手术通过缝合固定的方式，借由拉紧相对锚定的缝合，对缝合线中产生张力。与本发明成强烈的鲜明对比，本发明采取无缝合血泵固定方式，特别采用由公母扣具对33、34提供完全不同的固定力生成方法。这种新的固定设计将导流管30的钟形开口31圆周周围和心肌上连接部位锁固并锚定在一起。
163.公扣具和母扣具33、34的详细结构分别显示在图7a至7b和图8a至8d中。图9所示一
cuff)341与帽340连接，当锁定时，在帽340和接触的心壁外膜之间作为非创伤性软垫。毛毡软垫材质提供的软接触特性是止血的另一个保证。组织或细胞随着术后伤口愈合过程向内生长到护套材料341中。因此，软质护套341可以作为固定植入的导流管30的长期固定机构。此外，可以在软质护套341周围缝制几个保持缝合线，以防止母扣具34被旋开。
168.导流管30变形相关的力量和应变赋予了本发明的特殊设计动机与特征。事实上，不同材料的弹性需要仔细地考虑纳入本发明中。在功能上，导流管30的可折迭性允许将导管卷缩成较小直径，用于钟形开口31的置入和公母扣具33、34的安装，这为实现本发明的无缝合并可螺固与锁定奠定了基础。
169.值得一提的是，无缝合导流管组件连接心脏20左心室的其中一个实施例具有一内置的正向反馈机构，用于改善对心脏的密封。在收缩期，左心室压力升高，并借由共搏泵作用辅助进一步增强，其增加了钟形开口31上的压缩力，并将其推向倾斜的心肌表面，这将更好地密封附着导流管30周围。即使在全身性高血压期间，出血的机会也几乎被这种设计特征所消除。这种正向反馈效应，即左心室压力越大，钟形开口31所提供的密封效果也越好，这在传统装置借由缝合固定时是缺乏的。压缩型锁定机构能够在夹紧的心肌接触区域周围施加分布力。在该钟形开口31和母扣具34的该漏斗形远端帽340上的软接触性质避免了心肌内产生的传统的缝合线切割力集中，其可能导致高血压时因扩大的缝合裂缝而出血。心肌特别容易受到与传统缝合吻合术相关的缝合线切割影响，这个问题取决于个别外科医生的缝合技巧。
170.本发明的植入式心室外延共搏循环支持系统相对于病人自身心跳是以共搏方式运作。在左心室收缩期，由于共搏泵作用的支持，心室内压和收缩动脉血压都会升高。这种支持特性与旋转血泵操作的情况有很大不同，旋转血泵在支持运作时是降低左心室压力。这种装置诱发导致的高血压要求在心室插管部位周围有更优越的密封性，并且在为共搏辅助装置设计导流管时需要特别注意。
171.如图10a和图10b所示为入口连接器的一视角图与入口连接器的剖视图，其中连接该心室外延血泵50的该入口连接器51具有一喙状法兰(beak flange)56和一连接器主体57。该喙状法兰56具有喙(beak)52，其内径53略大于该导流管流道本体32的内径35(图4b)。为了增强与在接口处产生的段差不连续性(step discontinuity)相关的容错能力，目前喙52的接合处(joint)54的表面以倾斜角55斜向流向(或接触平面)。在一些实施例中，该角度的范围可为30-60度。这种斜面接口设计避免了由于制造精度有限或与常规对接相关的匹配同心度而在接合处产生的段差或间隙。该连接器主体57具有多个孔眼(eyelet)58，这些孔眼58用于将该入口连接器51与该心室外延血泵50连接。
172.图11a至图11c显示耦合器40的详细结构，图11a所示出耦合器元件的分解图、图11b所示处于未闩锁的打开状态的耦合器的一视角图、图11c所示闩锁闭合的锁定形式的耦合器的一视角图，其耦合器40在此被设计为了连接该法兰斜面36与该入口连接器51。
173.图11a是能将该导流管30和该心室外延血泵50整合在一起的耦合器40元件分解图。该耦合器40包括一法兰底座42、一对锁环(collar)43以及铰链(hinge)44(或一对铰链组件)，其将锁环43与该法兰底座42连接在一起。弹簧线圈45(或一对弹簧线圈组件)被装入铰链关节(hinge joint)46中，以保持锁环43在解锁时处于打开位置(图11b)。此锁固机构是一防解耦闩锁47，由开槽板片弹簧(slotted leaf spring)制成，并由焊接在锁环43一端
的板(slab)471固定。该法兰底座42具有一基本圆形的结构，并且每个锁环43具有弧形结构。一铰链关节46位于该法兰底座42的侧面，并且锁环43与该铰链关节46枢轴连接(pivotally connected)并可相对于该铰链关节46和该法兰底座42旋转。锁环43的内部沟槽431被配置为可接收该法兰底座42、该导流管30的法兰斜面36以及入口连接器51的喙状法兰56(稍后描述)。
174.该导流管30与该心室外延血泵50的同心耦合将最小化接口不连续性，这对于产生抗血栓耦合(thromboresistant coupling)非常重要。在一些实施例中，为使该耦合器40和该导流管30的法兰斜面36能同心连接刚性喙52，同时将锁环43环抱住该法兰底座42的整个周边边缘是相当重要的。换句话说，锁环43的锁环轮廓41在实现这种同步环抱(simultaneous catching)中扮演着至关重要的角色。在耦合期间会发生错误的原因和如何应用补救措施来纠正这种耦合错误以及由此产生的血凝块形成风险，在参考已申请的美国申请号63/162,098中进行了解释。
175.快速连接型锁定可以借由关闭锁环43来简单进行，其将在不会意外解锁的情况下被锁定，如图11c所示。一板片弹簧式闩锁47安装在一锁环43的尖端，其借由焊接板固定。这说明该板片弹簧式闩锁47在锁定过程中当它在另一锁环上的斜面48上滑动时将会弯曲。如所述，当该板片弹簧式闩锁47通过斜面48的顶部，它将借由弹性恢复力下降到所述斜面48的底部，以作为安全锁扣，防止长期使用中因泵振动或摇动而导致的意外闩锁解锁或锁环打开。当心室外延血泵50移出或更换需要元件解耦时，该板片弹簧式闩锁47可以借由特殊工具弯曲并向上抬升，从而允许解锁力施加以旋转打开锁环43，从而使心室外延血泵50脱离该导流管30。
176.上述心室外延血泵50和该导流管30之间的这种接口连结对于减少原位血栓形成(thrombus formation in-situ)方面具有两个血流动力学优点。首先，将不会有如同在传统的对接连接中所观察到的、明显的段差或间隙型接合处不连续性的产生。其次，在一接合处54的一喙前缘540(图10b)接口处的停滞流(flow stasis)可以最小化。因此，流经连接接口的血流将保持高速流动，其基本上优于在接口处具有向前(forward-facing)或向后(backward-facing)段差的对接方式，其容易导致流动停滞并促使原位血栓形成。
177.众多排量式血泵(displacement pump)与气动驱动血泵(pneumatic pimp)本体均可以安装于本发明揭露的该入口连接器51以连接本发明的该导流管30。与现有技术中没有长期植入式感测器的排量式血泵(displacement pump)相比，本发明的该心室外延血泵50特别需要一种能够连续追踪心律的长期可靠的感测器系统。为了促进共搏泵作动(co-pulsatile pumping)，泵作动控制需要能够感知心室收缩和松弛的信号。心电图(ecg)或心室压力波形可用作反映心律的参考信号。由于很大比例(30-40％)的晚期心力衰竭患者患有心律失常，因此基于ecg波形的泵作动控制有实际应用上的困难。因此，基于压力的泵作动控制更具优势，尽管其触发检测演算法的设计更复杂。
178.该心室外延血泵50的示范实施例是一压力感测器嵌入式无阀排量式血泵，如图12所示心室外延循环辅助装置系统中的一排量式血泵血泵的一较佳实施例的一侧视图和图13所示心室外延循环辅助装置系统中的一排量式血泵的一较佳实施例的一剖视图。这种心室外延血泵50包括一刚性壳体(血泵壳体)501、一血囊504、一悬吊座(例如包括一对轴对称座505、506)通过该钢性壳体501悬挂血囊504，以及一感测器507或为一微型压力感测器(组
件)，其嵌入在血泵壳体501的近端壳体502中以表现心律。此外，该入口连接器51被装配在该心室外延血泵50的远端。一远端驱动导管60(或经皮导线(percutaneous lead))也包括在内，其在心室外延血泵50和一外部驱动器70之间结合了气动式动力连通传输和压力信号传输。该远端驱动导管60通过一引入件(feedthrough)508与该远端壳体503连接。在一些实施例中，所述悬吊座505、506)可以是不对称的。而该悬吊座505、506设有一对轴对称座，该心室外延血泵50的该血囊504呈轴对称，并由该对轴对称座支撑以延长该心室外延血泵50的耐久性。
179.图14所示多层远端驱动导管的结构图，其能够在血泵和外部驱动系统之间传递气动压力脉冲和电子讯号，显示了示范性的一远端驱动导管60的结构和元件。内腔601用于气动动力连通传输，第一中间层602具有线圈加固605以防止驱动导管扭结(kinking)，并且在第二中间内腔603和外部硅胶护套604之间配置一系绳(tether)607用于限制拉伸。一电线606在第一中间层602和第二第二中间内枪603内腔之间螺旋缠绕。在近侧端是一空心连接器608，具有该电极609和内部流体接头以利于空气驱动连通传输和电信号传导。有许多设计可用于该共搏驱动器70和该心室外延血泵50间的气动和电信传输。图1所示的一示范实施例包括驱动导管组件60a，其具有一远端驱动导管60、一近端驱动导管61以及一驱动导管互连器62。此心室外延血泵50和驱动导管之间的模块的基本原理和详细设计均已在美国申请号63/162,086和美国申请号63/125,093进行揭露。
180.图15所示组装好的心室外延血泵的一剖视图，说明借由耦合器40将该心室外延血泵50与该导流管30连接的整合。锁环43的一内部沟槽431接收并将该法兰底座42、该导流管30的该法兰斜面36和该入口连接器51的喙状法兰56一起压缩。锁环43夹紧该法兰底座42和喙状法兰56同时被夹住的法兰斜面36则以一预定的应变压缩。可以观察到的是，该导流管30的该法兰斜面36被当成一“垫片(gasket)”，其以一受控应变压缩以达到密封效果。共搏心脏支援借由设计增加左心室收缩压，因此，在接合处接口具有可靠的密封是至关重要。公母扣具对33、34对夹紧的心壁外膜施加压缩锁定机构以及耦合器40施加与该导流管30的密封耦合是两种新颖的接口设计，以实现可靠、无泄漏连接的目的。
181.图16a所示共搏心室外延血泵在心脏舒张期间提供的左心室充血效应示意图，其中，la：左心房，lv：左心室，ra：右心房，rv：右心室，aov：主动脉瓣，mv：二尖瓣，tv：三尖瓣，pv：肺动脉瓣，而图16b所示共搏心室外延血泵在心脏收缩期间提供的左心室射血增强和搏量增量效果示意图。从结构上看，从图16a可以看出，已连接的该心室外延血泵50该血囊504成为左心室腔的延伸，补偿了与hfpef相关的左心室壁增厚和变硬而导致的腔室体积损失。在协同的该血囊504充血和射血动作的协助下，该心室外延血泵50能够充当一储液槽，以接收舒张期期间从左心房流入的血液，从而补偿左心室充血的功能障碍。此储液槽的血液随后在收缩期期间被泵回左心室，如图16b所示，因该增加左心室的搏血量和心输出量。
182.图17a是一机电致动器(actuator)和一马达控制器的方块图，特别是参照嵌入在该心室外延血泵50中的一压力感测器所获得的信号来控制该心室外延血泵50作用，图17b则是一机电致动器(actuator)和一马达控制器的另一示意图，特别是参照心室外延血泵50配置的一心电感测器系统所获得的信号来控制心室外延血泵50作用。植入式心室外延共搏循环支持系统设计的一个代表性实施例示意性地公开在图17a和17b中。气动能量转换器配置在该共搏驱动器70中，包括一机电致动器模块(electromechanical actuator；ema)71、
一马达控制器单元72、一微控制器单元(micro controller unit；mcu)73、一使用者接口模块74、一电源管理单元76、一电池模块75包括一主电池和一备用电池。信号的采集、传输、处理、控制逻辑和指令产生以及ema致动以产生压力脉冲驱动血泵说明于图17a和17b作为示范实施例。
183.图17a为一基于压力的共搏泵作用图表。血泵压力感测器507内置于近端血泵壳体502(图13)，其允许连续监测血泵压力。一远端驱动导管(经皮导线)60连接到泵壳体501上，并提供定时气压脉冲以命令血囊504的射血和充血。远端和近端驱动导管60、61提供一气动驱动压力(由在共搏驱动器70内的机电致动器模块71产生)给心室外延血泵50；并将血泵压力感测器507产生的血压电信号传送给该共搏驱动器70。一空气驱动路径(由虚线箭头线表示)和一电信号路径(由双箭头实线表示)说明描述交互模块间的功能关系。控制器电路可以包括用于驱动无刷马达的一马达控制器单元72和一微控制器单元(micro controller unit；mcu)73作为一中央处理器来处理所接收到的压力信号并产生控制指令，以便马达控制器驱动活塞运动。
184.在一些实施例中，共搏驱动器70，根据感测到的心律波形命令一气动泵作动(pneumatic pump)，其中一共搏泵作用是借由心室收缩期间的泵射血和心室舒张期间的泵充血来实现。在一些实施例中，共搏泵作用是借由参考嵌入ecg导程所获得的ecg波形来实现的，这些ecg导程的电极设置在血泵壳体501的周围或外表面上。
185.共搏驱动器70由一主电池模块75和一备用电池供电，而备用电池可确保在主电池耗尽或被取出充电时为驱动器提供连续电源。当不需要移动时，也可以借由交流变压器为驱动器供电，以方便植入装置的患者。
186.机电致动器模块71是一气动致动器，由一无刷伺服马达和一滚珠螺杆(ball screw)活塞/气缸组件组成。大气空气被用作驱动介质，往复射出并填充心室外延血泵50。
187.驱动器接收血泵压力或ecg信号(电信号)，并使用触发检测演算法处理信号以产生触发信号，命令驱动器与心律同步致动。在收到指定的触发时机后，微控制单元73向马达控制器单元72发送指令以驱动活塞，从射血到充血(eject-to-fill)或从充血到射出(fill-to-eject)位置，以提供共搏循环支持。然而，马达控制器单元72是一马达伺服控制系统，它回应从微控制单元73发送的一系列指令，以指定的位置、速度和加速度参数驱动马达。
188.机电致动器模块71安装在病人携带的共搏驱动器70内。机电致动器模块71由一马达和一滚珠螺杆/螺母单元组成，用于在气缸中驱动一往复式活塞运动。活塞的冲程运动(stroke motion)借由气动该远端驱动导管60驱动空气进出植入的心室外延血泵50。机电致动器模块71具有与气缸腔室相连接的一压力平衡阀，用于补充空气和减少水分。所述阀门周期性地打开，允许气团在气缸和环境之间传输，直到气缸腔室内的气压等于大气压。机电致动器模块71结合了位置和光学感测器，以获取参考信号供电子控制器产生控制指令驱动活塞运动。
189.图18所示左心室压(left ventricular pressure；lvp)、主动脉压(aortic pressure；aop)、心电图(electrocardiogram；ecg)和机电致动器在驱动evbp循环支持系统中的活塞位移轨迹之间的共搏关系图，其中实线和虚线分别表示经辅助和无辅助状况，并强调循环支持系统10描绘了机电致动器模块71活塞位置相对于共搏泵作用的触发指令。触
发检测演算法的设计以共搏要求为引导，即在检测到心室舒张末期时机后，当左心室开始射血时泵射血，然后在主动脉瓣关闭时泵充血，左心室开始经历等容舒张(isovolumic relaxation)直到检测到舒张末期时间点。在图18中，未经辅助(unassisted)主动脉压(aortic pressure；aop)波形以虚线表示，而实线表示经辅助主动脉压波形。微控制单元73监测血泵压力(blood pump pressure；bpp)或心电图信号(电信号)，并检测左心室舒张末期(left ventricle end-diastole；lved)时机或r波(r-wave)。检测到lved时机后，微控制单元73产生一e_trig信号。两个连续e_trig信号之间的时间间隔表示一暂态心脏周期间隔(或周期)。根据从周期间隔计算的估算心率，mcu判定血泵充血的时机，即f_trig信号。当射血行程(ejection stroke)完成且在经过最佳化的停留时间(或暂停)后，ema被命令在收到f_trig信号后以一预先指定的充血速度执行充血动作。
190.综上所述，本发明一实施例提供一导流管组件，其配置为连接一心脏的一心室和一血泵组件，其包括一导流管和一对公扣具和母扣具。此导流管包括一导流管流道本体、一钟形开口以及一法兰斜面部分，其中此导流管流道本体位于此钟形开口和此法兰斜面部分之间。此钟形开口位于此导流管的一第一端，系配置为置入此心室，此法兰斜面部分位于此导流管的一第二端，是配置为此与血泵组件连接的接口，并且此导流管的一内表面光滑无缝。此对公扣具及母扣具是螺纹相连，其中此公扣具固定在此导流管上，此母扣具则压缩在此心脏的一心壁外膜上。施加于半刚性导管两端的密封耦合构成了两种新颖的接口设计，以实现可靠及无泄漏连接的目的。
191.本发明的另一个实施例提供了一种可植入式心室外延共搏循环支持系统，包括一无阀排量式血泵，一可变形聚合物导流管、一对公母扣具、一耦合器、一驱动导管组件以及一共搏驱动器。此血泵包括一血囊、一血泵壳体，将此血囊整合在此血泵壳体内的一悬吊座，嵌入此血泵壳体以追踪一心搏律动的一感测器，以及具有一喙状法兰的一入口连接器。此导流管包括一导流管流道本体、一钟形开口以及一法兰斜面，其中此导流管流道本体位于此钟形开口和此法兰斜面之间。此钟形开口位于此导流管的一第一端，是配置为置入一心室，此法兰斜面部分位于此导流管的一第二端，是配置为与此入口连接器连接的接口，并且此导流管的一内表面光滑无缝。此对公扣具及母扣具系有螺纹并相互锁固，其中，该公扣具固定在此导流管上，此母扣具压紧在此心脏的心壁外膜上。此耦合器连接此导流管的此第二端与此入口连接器，其中，此耦合器包括一法兰底座和固定在此法兰底座上的一对锁环，其中，此锁环具有一内部凹槽，用于接收和压缩此法兰底座、此导流管的此法兰斜面和此入口连接器的该喙状法兰。此驱动导管组件与此血泵以气动方式此连通传输，将心律感测信号传输给该驱动器。此共搏驱动器根据一感测到的心搏律动波形提供指令驱动一气动泵作动支持，其中一共搏泵作动借由心室收缩期的泵射血和心室舒张期的泵充血来实现。
192.在权利要中，使用诸如“第一”、“第二”、“第三”等序数术语来修改权利要求元素本身并不表示一个权利要求元素相对于另一个权利要求元素的任何优先权、优先或顺序，也不意味着执行方法行为的时间顺序，而只是用作标签以区分一个具有特定名称的权利要求元素与具有相同名称的另一个元素(但用于序数项的使用)以区分权利要求要素。
193.对于本领域技术人员来说，显而易见的是，可以在本发明中进行各种修改和变化。其用意是，标准和实例仅被视为示范性，所公开的实施例的真正范围由以下权利要求及其等同物表示。