CN111773459B - 一种柔性行波驱动心脏微泵及其驱动方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种柔性行波驱动心脏微泵及其驱动方法，包含泵体、压电材料、弹性基体、仿生三瓣阀、二瓣阀、进口段和出口段；压电材料均布于两片弹性基体上，两片弹性基体分别位于泵体上下壁面；二瓣阀位于泵体入口，仿生三瓣阀位于泵体出口。对压电材料施加具有相位差的电信号，从而使弹性基体带动泵腔产生行波振型，引起泵腔容积变化和仿生三瓣阀和二瓣阀的开、闭，压迫腔体内血液定向流动。本发明工作时血液与壁面剪切力低，不会产生溶血现象，无流动死区，生物相容性好，保证血细胞输送过程中的高存活率；依照心肌收缩和舒张交替进行，输出流量仿生；驱动部分的极低噪声运行、速度控制性好，可满足患者在不同机体代谢和活动情况下的供血需求。

Description

一种柔性行波驱动心脏微泵及其驱动方法

技术领域

本发明属于医疗设备技术领域，具体是指一种柔性行波驱动心脏微泵及其驱动方法。

背景技术

常用的叶片式人工心脏泵通过叶轮旋转产生的离心力推动血液循环，叶轮末端高速旋转产生的高强度剪切应力，增加了红细胞的机械损伤而产生溶血；叶轮进口压力降低发生空化，空泡在细胞周围溃灭时产生的大量激波损伤红细胞产生溶血，同时产生噪声和振动。

泵腔间隙及流动死区容易产生血栓，改变血液成份，影响了装置的使用寿命和血流辅助指数。泵腔进口处引起过度抽吸取现象，导致心室塌陷，泵腔出流压力长期过高引发主动脉的管壁结构改变。

发明内容

针对上述技术问题，本发明提供一种柔性行波驱动心脏微泵及其驱动方法，改变传统叶片泵输送机理及结构，本发明将驱动装置和心脏泵集成为一体，具有结构简单，易微型化，生物相容性好，不产生因高剪切力带来的溶血现象，无流动死区，不会产生血栓；整机依照心肌收缩和舒张交替进行，输出流量仿生，更符合血液流动生理特征。此外驱动部分的极低噪声运行、速度控制性好、不受电磁干扰，因此患者在使用时较传统心脏泵便捷舒适，同时在不同机体代谢和活动情况下，此心脏微泵可通过改变频率提供不同搏出量。

本发明为解决上述技术问题采用以下技术方案：一种柔性行波驱动心脏微泵，包含泵体、压电材料、弹性基体、仿生三瓣阀、二瓣阀、进口段和出口段；

所述泵体为两端均开口的空心圆柱体；所述弹性基体至少两块，对称分布在泵体的外壁面；所述压电材料包括多片压电块，压电块平均分成两列，每列压电块沿轴向均匀分布在弹性基体上；所述压电材料用于接收外部电信号产生弯振，使弹性基体受力带动泵体的外壁面发生形变产生行波振型，泵体外壁面的行波振型压迫泵体腔内血液实现定向流动；所述进口段位于泵体的一端，所述出口段位于泵体的另一端，所述二瓣阀设置在进口段和泵体之间，二瓣阀用于防止血液通过后反流至血管；所述仿生三瓣阀设置在出口段和泵体之间，仿生三瓣阀用于防止血液通过后反流至泵体。

上述方案中，所述二瓣阀包括第一瓣叶、第二瓣叶和二瓣阀瓣环；

所述第一瓣叶与第二瓣叶设置在二瓣阀瓣环内，第一瓣叶与第二瓣叶大小相同、且沿径向分开，第一瓣叶与第二瓣叶防止血液通过后反流至血管。

上述方案中，所述仿生三瓣阀包括第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶和瓣环；

所述第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶设置在瓣环内，第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶大小相同、且沿径向分开，第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶防止血液通过后反流至泵体。

上述方案中，所述弹性基体呈弧形块状结构，弹性基体内壁面与泵体外壁面曲率一致，轴向长度与泵体一致；所述弹性基体外壁与压电材料连接。

上述方案中，所述压电材料的压电块数量为8的倍数，平均分成两列，每列呈轴向线性阵列均匀分布在弹性基体上，两列压电材料上的压电块轴向间距保持一致，径向一一对应。

进一步的，所述压电块的数量为8块，平均分成两列，每列包括4片压电块，4片压电块呈轴向线性阵列均匀分布在弹性基体上；两列压电材料的极化方向相同；

令第一列从左往右第一压电块和第三压电块连接为第一组，第二压电块和第四压电块连接为第二组；令第二列从左往右第五压电块和第七压电块连接为第三组，第六压电块和第八压电块连接为第四组。

进一步的，所述第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体的一阶弯振；每列压电材料上的压电块由于相位差，带动弹性基体和泵体外壁面形成行波振型；所述泵体外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动。

上述方案中，所述泵体、二瓣阀和仿生三瓣阀的壁厚为0.5～1.5mm。

上述方案中，所述泵体、弹性基体、仿生三瓣阀、二瓣阀、进口段和出口段均为柔性材质。

一种根据所述的柔性行波驱动心脏微泵的驱动方法，包括以下步骤：

在所述压电材料的两列压电块上各施加电信号，使得使得两列压电块的第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体的一阶弯振；

每列压电材料上的压电块由于相位差，带动弹性基体和泵体外壁面形成行波振型；所述泵体外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动；改变压电材料的激励频率和电压，能够调节输出血液的流量；

所述二瓣阀防止血液通过后反流至血管，所述仿生三瓣阀防止血液通过后反流至泵体。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：本发明将驱动装置和心脏泵集成为一体，具有结构简单，易微型化，生物相容性好，不产生因高剪切力带来的溶血现象，无流动死区，不会产生血栓；整机依照心肌收缩和舒张交替进行，输出流量仿生，更符合血液流动生理特征。此外驱动部分的极低噪声运行、速度控制性好、不受电磁干扰，因此患者在使用时较传统心脏泵便捷舒适，同时在不同机体代谢和活动情况下，此心脏微泵可通过改变频率提供不同搏出量。

附图说明

本发明的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1为本发明一实施方式的柔性行波驱动心脏微泵结构正面的等轴测图；

图2为本发明一实施方式的柔性行波驱动心脏微泵正面的结构爆炸图；

图3为本发明一实施方式的二瓣阀结构示意图，其中图3(a)为二瓣阀开启状态的结构示意图，图3(b)为二瓣阀关闭状态的结构示意图；

图4为本发明一实施方式的仿生三瓣阀结构示意图，图4(a)为仿生三瓣阀开启状态的结构示意图，图4(b)为仿生三瓣阀关闭状态的结构示意图。

图中，1.进口段；2.二瓣阀；2.1第一瓣叶；2.2第二瓣叶；2.3二瓣阀瓣环；3.弹性基体；4.压电材料；4.1第一压电块；4.2第二压电块；4.3第三压电块；4.4第四压电块； 4.5第五压电块；4.6第六压电块；4.7第七压电块；4.8第八压电块；5.泵体；6.仿生三瓣阀； 6.1第三瓣叶；6.2第四瓣叶；6.3第五瓣叶；6.4三瓣阀瓣环；7.出口段。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的技术方案作进一步的详细说明：

本发明所述实施例的示例在附图中示出，而不应当认为限于这里所述的实施例。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，旨在用于向本领域技术人员充分解释本发明的范围。在附图中，为了清楚起见放大了组件。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“轴向”、“径向”、“竖直”、“水平”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

如图1、2为本发明所述柔性行波驱动心脏微泵的一种较佳实施方式，所述柔性行波驱动心脏微泵为一种具有仿生结构的压电泵，包括泵体5、压电材料4、弹性基体3、仿生三瓣阀 6、二瓣阀2、进口段1和出口段7。

如图2所示，所述泵体5为左右两端均开口的空心圆柱体，其上下壁的外壁面上均设有弹性基体3，所述弹性基体3至少两块，对称分布在泵体5的外壁面；所述弹性基体3上设有压电材料4，所述压电材料4包括多块压电块，压电块平均分成两列，每列压电块沿轴向均匀分布在弹性基体3上；所述压电材料4用于接收外部电信号产生弯振，使弹性基体3受力带动泵体5的外壁面发生形变产生行波振型，泵体5外壁面的行波振型压迫泵体5腔内血液实现定向流动；所述泵体5材质宜用可植入人体的弹性材料。所述进口段1位于泵体5的一端，所述出口段7位于泵体5的另一端，所述二瓣阀2设置在进口段1和泵体5之间，二瓣阀2用于防止血液通过后反流至血管；所述仿生三瓣阀6设置在出口段7和泵体5之间，仿生三瓣阀6用于防止血液通过后反流至泵体5。

如图2、3所示，所述二瓣阀2设置在进口段1与泵体5中间，包括第一瓣叶2.1、第二瓣叶2.2和二瓣阀瓣环2.3；所述二瓣阀2打开如图3-(a)所示，第一瓣叶2.1与第二瓣叶2.2沿径向分开，血液由血管经二瓣阀2进入泵体5内；所述二瓣阀2关闭如图3-(b)所示，血液作用在瓣叶内弧壁面，第一瓣叶2.1和第二瓣叶2.2受血液压破相互挤压，阻止腔内血液反流至血管。

如图2、4所示，所述仿生三瓣阀6依照人体主动脉瓣，包括第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3和三瓣阀瓣环6.4，粘接在泵体与出口段7中间，所述仿生三瓣阀6打开如图4( a) ，第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3沿径向分开，靠近于三瓣阀瓣环6.4，血液经仿生三瓣阀6由泵体5泵入血管；所述仿生三瓣阀6关闭如图4( b) ，血液作用于瓣叶弧面，瓣叶受血流压迫，第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3相互挤压使得仿生三瓣阀6关闭，阻止血液倒流至泵体5。

根据本实施例，优选的，所述第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3可以采用三个呈120°弧形的瓣叶，每个瓣叶的空间曲面可以通过椭球面与圆柱面进行布尔运算得到，所述椭球面为第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2和第五瓣叶6.3在三瓣阀瓣环6.4内形成的具有空间曲面的面，所述圆柱面为椭球面的截面，其材料宜采用具有合适的机械性能，良好的生物相容性和低污垢性能的柔性复合材料制作。

根据本实施例，优选的，所述泵体5左侧壁与同轴同直径大小的二瓣阀瓣环2.3出口侧相粘接，右侧壁与同轴同直径的仿生三瓣阀瓣环6.4相粘接。

如图2所示，所述弹性基体3位于泵体5上下外壁面，呈弧形块状结构，其内壁面与泵体5外壁面曲率一致，轴向长度与泵体5一致，采用可植入型软胶将所述弹性基体3与泵体5粘接；弹性基体3上表面与压电材料4粘接；所述弹性基体3受力于压电材料4并带动柔性泵体5发生规律形变。

如图1、2所示，所述压电材料4为压电材料制成，所述压电材料4包括多块形状呈块体结构的压电块，所述压电块数量为8的倍数，平均分成两列，平均分成两列，每列呈轴向线性阵列均匀分布在弹性基体3上，两列压电材料4上的压电块轴向间距保持一致，径向一一对应。根据本实施例，优选的，压电块数量采用8片，平均分成两列，每列包括4块压电块， 4块压电块呈轴向依次线性阵列均匀分布在上下弹性基体3上；两列压电材料4的极化方向相同；每个弹性基体3上的压电块轴向间距保持一致，径向一一对应。所述压电材料4用于接收外部电信号产生弯振；令第一列从左往右第一压电块4.1和第三压电块4.3连接为第一组，第二压电块4.2和第四压电块4.4连接为第二组；令第二列从左往右第五压电块4.5和第七压电块4.7连接为第三组，第六压电块4.6和第八压电块4.8连接为第四组。所述第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体3的一阶弯振；每列压电材料4上的压电块由于相位差，带动弹性基体3和泵体5外壁面形成行波振型；所述泵体5外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动。

根据本实施例，优选的，所述泵体5、弹性基体3、仿生三瓣阀6、二瓣阀2、进口段1和出口段7采用柔性生物相容性的材料制成，所述材料的柔软性能够有效地降低疲劳引起的损失，同时不损伤血细胞结构，保证输送过程血细胞存活率。

根据本实施例，优选的，为保证心脏泵的柔软度、规律的形变和流体的流通性，所述泵体5、二瓣阀瓣环2.3和三瓣阀瓣环6.4的壁厚优选为0.5～1.5mm。

本发明工作原理是：对四组压电材料4分别施加具有π/2相位差的电信号，其中第一组和第二组、第三组和第四组的相位差为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组相位差为

根据人体血流量供需，在0-π/2区间进行试验得到与人体供需相匹配工况下

的值；每片压电材料4激励出与该压电材料4粘接的弹性基体3的一阶弯振。四片所述压电材料4由于相位差，带动整片弹性基体3和泵体5外壁面形成行波振型。所述泵体5外壁面的振型压迫泵体5的腔内血液实现定向流动。弹性基体3带动泵体5发生形变，在泵体5容积逐渐变大的过程中，因跨瓣压差，进口段1的二瓣阀2打开，出口段7的仿生三瓣阀6关闭，进口段1 血管内血液进入泵体5；随后泵体5形成若干时间变化，压电材料4使泵体5的上下壁面形成行波的振型，随时间的推移，泵体5挤压腔内血液沿轴向不断向前推进。上下壁面满足人体血液的流量供需最佳条件的相位差

相互配合就可以在径向给血液施加能量，血液因而沿行波的行进方向运动。血液行至仿生三瓣阀6处，受阀体阻碍影响将动能转换成静压能；待静压能大于三瓣开启压力能时，仿生三瓣阀6打开，心脏泵射血至血管；射血末期，仿生三瓣阀6关闭，继续下一个周期。

本发明还公开了该柔性行波驱动心脏微泵的驱动方法，包含以下步骤：

在所述压电材料4的两列压电块上各施加电信号，使得两列压电块的第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体3的一阶弯振；每列压电材料4上的四片压电块由于相位差，带动整片弹性基体3和泵体5外壁面在轴向方向上形成行波振型；所述泵体5 外壁面的行波振型压迫腔内血液沿波的行进方向运动，实现血液的定向流动。与此同时，所述进口段1的二瓣阀2与出口段7的仿生三瓣阀6被动开合，所述二瓣阀2防止血液通过后反流至血管，所述仿生三瓣阀6防止血液通过后反流至泵体5，二瓣阀2和仿生三瓣阀6避免介质倒流，增加介质静压能，提高传输性能。改变所述压电材料4的激励频率和电压，能够调节输出血液的流量，心脏泵可以提供不同的搏出量以符合患者的不同状态和机体代谢。

具体的，所述弹性基体3带动泵体5的泵腔发生形变，在泵腔容积逐渐变大的过程中，因跨瓣压差，进口段1的二瓣阀2打开，出口段7的仿生三瓣阀6关闭，进口处血管内血液进入泵腔；随后泵腔形成若干时间变化，压电材料4使泵体5的上下壁面形成行波的振型，随时间的推移，泵体5挤压腔内血液沿轴向不断向前推进。上下壁面满足最符合人体血液的流量供需的相位差

相互配合就可以在径向给血液施加能量，血液因而沿行波的行进方向运动。血液行至仿生三瓣阀6处，受阀体阻碍影响将动能转换成静压能；待静压能大于仿生三瓣阀6开启压力能时，仿生三瓣阀6打开，心脏泵射血至血管；射血末期，三瓣阀关闭，继续下一个周期。

本实施例中8片压电块均布于两片弹性基体3上，两片弹性基体3分别位于泵体5上下壁面；柔性二瓣阀2位于泵体进口段1，柔性仿生三瓣阀6位于泵体出口段7。对压电材料4施加时间上相差π/2和

相位差的电信号，从而使弹性基体3带动泵体5产生四相特定时序的行波，引起泵腔容积变化和仿生三瓣阀6和二瓣阀2的开、闭，压迫腔体内血液定向流动。该心脏微泵各部分均采用柔性材料，工作时血液与壁面剪切力低，不会产生溶血现象，无流动死区，生物相容性好，保证血细胞输送过程中的高存活率；依照心肌收缩和舒张交替进行，输出流量仿生，更符合血液流动生理特征；驱动部分的极低噪声运行、速度控制性好，可满足患者在不同机体代谢和活动情况下的供血需求。

应当理解，虽然本说明书是按照各个实施例描述的，但并非每个实施例仅包含一个独立的技术方案，说明书的这种叙述方式仅仅是为清楚起见，本领域技术人员应当将说明书作为一个整体，各实施例中的技术方案也可以经适当组合，形成本领域技术人员可以理解的其他实施方式。

上文所列出的一系列的详细说明仅仅是针对本发明的可行性实施例的具体说明，它们并非用以限制本发明的保护范围，凡未脱离本发明技艺精神所作的等效实施例或变更均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (9)

1.一种柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，包含泵体(5)、压电材料(4)、弹性基体(3)、仿生三瓣阀(6)、二瓣阀(2)、进口段(1)和出口段(7)；

所述泵体(5)为两端均开口的空心圆柱体；所述弹性基体(3)至少两块，对称分布在泵体(5)的外壁面；所述压电材料(4)包括多片压电块，压电块平均分成两列，每列压电块沿轴向均匀分布在弹性基体(3)上；所述压电材料(4)用于接收外部电信号产生弯振，使弹性基体(3)受力带动泵体(5)的外壁面发生形变产生行波振型，泵体(5)外壁面的行波振型压迫泵体(5)腔内血液实现定向流动；所述进口段(1)位于泵体(5)的一端，所述出口段(7)位于泵体(5)的另一端，所述二瓣阀(2)设置在进口段(1)和泵体(5)之间，二瓣阀(2)用于防止血液通过后反流至血管；所述仿生三瓣阀(6)设置在出口段(7)和泵体(5)之间，仿生三瓣阀(6)用于防止血液通过后反流至泵体(5)；

所述弹性基体(3)呈弧形块状结构，弹性基体(3)内壁面与泵体(5)外壁面曲率一致，轴向长度与泵体(5)一致；所述弹性基体(3)外壁与压电材料(4)连接；

所述压电材料(4)的两列压电块的第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体(3)的一阶弯振；每列压电材料(4)上的压电块由于相位差，带动弹性基体(3)和泵体(5)外壁面形成行波振型；所述泵体(5)外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动；改变压电材料(4)的激励频率和电压，调节输出血液的流量；所述二瓣阀(2)防止血液通过后反流至血管，所述仿生三瓣阀(6)防止血液通过后反流至泵体(5)。

2.根据权利要求1所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述二瓣阀(2)包括第一瓣叶(2.1)、第二瓣叶(2.2)和二瓣阀瓣环(2.3)；

所述第一瓣叶(2.1)与第二瓣叶(2.2)设置在二瓣阀瓣环(2.3)内，第一瓣叶(2.1)与第二瓣叶(2.2)大小相同、且沿径向分开，第一瓣叶(2.1)与第二瓣叶(2.2)防止血液通过后反流至血管。

3.根据权利要求1所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述仿生三瓣阀(6)包括第三瓣叶(6.1)、第四瓣叶(6.2)、第五瓣叶(6.3)和瓣环(6.4)；

所述第三瓣叶(6.1)、第四瓣叶(6.2)、第五瓣叶(6.3)设置在瓣环(6.4)内，第三瓣叶(6.1)、第四瓣叶(6.2)、第五瓣叶(6.3)大小相同、且沿径向分开，第三瓣叶(6.1)、第四瓣叶(6.2)、第五瓣叶(6.3)防止血液通过后反流至泵体(5)。

4.根据权利要求1所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述压电材料(4)的压电块数量为8的倍数，平均分成两列，每列呈轴向线性阵列均匀分布在弹性基体(3)上，两列压电材料(4)上的压电块轴向间距保持一致，径向一一对应。

5.根据权利要求4所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述压电块的数量为8块，平均分成两列，每列包括4片压电块，4片压电块呈轴向线性阵列均匀分布在弹性基体(3)上；两列压电材料(4)的极化方向相同；

令第一列从左往右第一压电块(4.1)和第三压电块(4.3)连接为第一组，第二压电块(4.2)和第四压电块(4.4)连接为第二组；令第二列从左往右第五压电块(4.5)和第七压电块(4.7)连接为第三组，第六压电块(4.6)和第八压电块(4.8)连接为第四组。

6.根据权利要求5所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体(3)的一阶弯振；每列压电材料(4)上的压电块由于相位差，带动弹性基体(3)和泵体(5)外壁面形成行波振型；所述泵体(5)外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动。

7.根据权利要求1所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述泵体(5)、二瓣阀(2)和仿生三瓣阀(6)的壁厚为0.5～1.5mm。

8.根据权利要求1所述的柔性行波驱动心脏微泵，其特征在于，所述泵体(5)、弹性基体(3)、仿生三瓣阀(6)、二瓣阀(2)、进口段(1)和出口段(7)均为柔性材质。

9.一种根据权利要求1-8任意一项所述的柔性行波驱动心脏微泵的驱动方法，其特征在于，包括以下步骤：

在所述压电材料(4)的两列压电块上各施加电信号，使得两列压电块的第一组和第二组、第三组和第四组的相位差均为π/2，第一组和第三组、第二组和第四组的相位差均为

每片压电块均激励出与该压电块连接的弹性基体(3)的一阶弯振；

每列压电材料(4)上的压电块由于相位差，带动弹性基体(3)和泵体(5)外壁面形成行波振型；所述泵体(5)外壁面的行波振型压迫腔内血液实现定向流动；改变压电材料(4)的激励频率和电压，能够调节输出血液的流量；

所述二瓣阀(2)防止血液通过后反流至血管，所述仿生三瓣阀(6)防止血液通过后反流至泵体(5)。

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