CN116370816A - 一种植入式微型电磁驱动行波式血泵 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，属于医疗器械技术领域。包括入口段、中空的泵体、行波驱动机构和出口段；泵体的两端分别设有入口段和出口段，入口段和出口段之间设有行波驱动机构，行波驱动机构包括一设于入口段和出口段之间的可沿泵体轴向呈行波运动的用于推动血液由入口段向出口段移动的行波板。通过行波板作为驱动装置，不会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，也不会出现因压降出现的空化现象；本发明可仿生输出流量，可以精准引流、平稳引流，更符合血液流动生理特性。使患者使用时更加便捷舒适，同时，可通过改变频率提供不同的血液搏出量，以适应不同的机体代谢下的供血要求。

Description

一种植入式微型电磁驱动行波式血泵

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，具体涉及一种植入式微型电磁驱动行波式血泵。

背景技术

常用的叶片式血泵的工作方式是通过叶轮旋转产生离心力推送血液循环，从而缓解心脏供血压力。但是叶片旋转会产生较高强度的剪切应力，这种剪切应力会对血液中红细胞等产生伤害，进而可能引起溶血症；特别是在稠度比较高的血流中，这种剪切应力伤害尤为显著。旋转叶片表面由于压降而易产生空化现象，使得血流中会产生类似于沸腾时的小气泡，这种小气泡会直接影响心脏的血流供给以及血泵的稳定性。同时，血液作为非牛顿流体具有的粘稠性等特点容易在叶片迎流表面团聚，进而引起流动不稳定性，严重时能够阻塞传统血泵，危及生命。因此，本技术领域亟需一种剪切应力低，无流动死区，可避免血栓形成的血泵。

发明内容

本发明的目的是为解决如何获得一种剪切应力低，无流动死区，可避免血栓形成的血泵的技术问题。

本发明为解决上述技术问题采用以下技术方案：一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，包括入口段、泵体、行波驱动机构、出口段、二瓣阀和仿生三瓣阀；泵体的两端分别设有入口段和出口段，泵体内部设有行波驱动机构，行波驱动机构包括一沿泵体轴向呈行波运动的用于推动血液由入口段向出口段移动的行波板和多组为行波板提供电磁力支持的电磁线圈。

优选地，所述泵体中空，通孔的横截面为方形，所述行波板穿设于方形通孔中。

优选地，所述行波板的表面设有覆膜。

优选地，所述行波驱动机构包括电磁线圈和磁性板；所述行波板由多块平行的依次排布的磁性板及表面覆膜组成，磁性板的板面与泵体的中轴线平行；磁性板板面的上下两侧分别设有电磁线圈。

优选地，所述方形通孔相对应的两侧壁上各设有平行的滑槽，两个滑槽所在的虚拟平面垂直于泵体的中轴线，磁性板活动的卡设于对应的两侧滑槽之间；磁性板的板面平行于方形通孔的顶端面和底端面。

优选地，所述方形通孔的顶端面和底端面上分别设有与同一块磁性板相对应的磁性线圈；上下两个磁性线圈与中间的磁性板的中心轴重合。

优选地，所述顶端面和底端面上设有多个与磁性板平行的磁性线圈；磁性线圈沿泵体轴向依次等距排列。

优选地，所述方形通孔的顶端面和底端面上分别设有12组磁性线圈；顶端面上每相邻两组磁性线圈之间的相位差为π/6，底端面上每相邻两组磁性线圈之间的相位差为π/6，顶端面和底端面上相对应的磁性线圈的电信号相位差为φ；所述行波板包括12块磁性板。

优选地，所述入口段与泵体之间设有防止血液返流的二瓣阀；二瓣阀中包括第一瓣叶、第二瓣叶和二瓣阀瓣环；二瓣阀瓣环中设有可开闭的第一瓣叶和第二瓣叶。

优选地，所述出口段与泵体之间设有防止血液返流的仿生三瓣阀；仿生三瓣阀中包括第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶和三瓣阀瓣环；三瓣阀瓣环中设有可开闭的第三瓣叶、第四瓣叶和第五瓣叶。

相比现有技术，本发明具有如下有益效果：

本发明将行波板作为驱动装置，不会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，也不会出现因压降出现的空化现象。

本发明整机依照心肌收缩和舒张交替进行，输出流量仿生，可以精准引流、平稳引流，更符合血液流动生理特性。因此，患者在使用时较传统心脏泵更加便捷舒适，同时，整机可通过改变频率提供不同的血液搏出量，以适应不同的机体代谢下的供血要求。

附图说明

图1为本发明一实施方式的植入式微型电磁驱动行波式血泵结构的正面等轴测图；

图2为本发明一实施方式的行波板结构示意图；

图3为本发明一实施方式的电磁线圈结构示意图；

图4为本发明一实施方式的滑槽结构示意图；

图5本发明一实施方式的二瓣阀结构示意图；

图左侧为二瓣阀开启状态结构示意图，图右侧为二瓣阀关闭状态结构示意图；

图6为本发明一实施方式的仿生三瓣阀结构示意图；

图左侧为仿生三瓣阀开启状态结构示意图，图右侧为仿生三瓣阀关闭状态结构示意图。

图7为本发明一实施方式的磁性板上下运动结构示意图。

附图标记：1.入口段；2.二瓣阀；2.1第一瓣叶；2.2第二瓣叶；2.3二瓣阀瓣环；3.泵体；4.行波板；4.1.磁性板；4.2薄膜；5.电磁线圈；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；8.滑槽。

具体实施方式

为使本发明更明显易懂，兹以优选实施例，并配合附图作详细说明如下：

如图1-7所示，本发明提供了一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，包括入口段1、泵体3、行波驱动机构和出口段7；泵体3的两端分别设有入口段1和出口段7，泵体内部设有行波驱动机构，行波驱动机构包括一沿泵体3轴向呈行波运动的用于推动血液由入口段1向出口段7移动的行波板4和为行波板提供电磁力支持的电磁线圈5。泵体3中空，设有横截面为方形的通孔，行波板4穿设于方形通孔中。行波板4的表面设有覆膜4.2。行波驱动机构包括电磁线圈5和行波板4；行波板4包括多块平行的依次排布的磁性板4.1，磁性板4.1的板面与泵体3的中轴线平行；磁性板4.1板面的上下两侧分别设有电磁线圈5。方形通孔相对应的两侧壁上各设有平行的滑槽8，两个滑槽8所在的虚拟平面垂直于泵体3的中轴线，磁性板4.1活动的卡设于对应的两侧滑槽8之间；磁性板4.1的板面平行于方形通孔的顶端面和底端面。方形通孔的顶端面和底端面上分别设有与同一块磁性板4.1相对应的磁性线圈5；上下两个磁性线圈5与中间的磁性板4.1的中心轴重合。顶端面和底端面上设有多个与磁性板4.1平行的磁性线圈5；磁性线圈5沿泵体3轴向依次等距排列。方形通孔的顶端面和底端面上分别设有12组磁性线圈5；顶端面上每相邻两组磁性线圈5之间的相位差为π/6，底端面上每相邻两组磁性线圈5之间的相位差为π/6，顶端面和底端面上相对应的磁性线圈5的电信号相位差为φ；行波板4包括12块磁性板4.1。入口段1与泵体3之间设有防止血液返流的二瓣阀2；二瓣阀2中包括第一瓣叶2.1、第二瓣叶2.2和二瓣阀瓣环2.3；二瓣阀瓣环2.3中设有可开闭的第一瓣叶2.1和第二瓣叶2.2。出口段7与泵体3之间设有防止血液返流的仿生三瓣阀6；仿生三瓣阀6中包括第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3和三瓣阀瓣环6.4；三瓣阀瓣环6.4中设有可开闭的第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2和第五瓣叶6.3。

本发明提供一种植入式微型电磁驱动行波式血泵；不同于传统叶片泵输送血液的机理及结构，本发明将驱动装置改为一种柔性磁性行波板，不会产生高剪切应力，无流动死区，不会产生血栓，且运行时噪声极低。此行波式血泵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性。同时整机可通过改变频率提供不同血液搏出量，以适应不同的机体代谢下的供血要求。

本发明提供的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，包括泵体3、行波板4、电磁线圈5、二瓣阀2、仿生三瓣阀6、入口段1和出口段7；

泵体3为两端开口的空心圆柱体，横截面设置有正方形的通孔；行波板4由多段磁性板4.1和表面覆盖的薄膜4.2组成；行波板4可发生形变产生行波振型，压迫泵体3腔内血液实现定向流动；电磁线圈5包含多组，平均分为两列，每列沿轴向均匀分布在泵体3的上(下)内壁面，随着通过线圈的电流做周期性变化，每组线圈对行波板4的分段磁性板4.1的磁斥(吸)力也相应改变方向和大小，使对应磁性板4.1在径向方向发生位移，所有分段磁性板4.1的运动叠加，可使行波板4产生行波振型；入口段1位于泵体3的一端，出口段7位于泵体3的另一端，二瓣阀2设置在入口段1和泵体3之间，二瓣阀2用于防止血液通过后反流至血管:仿生三瓣阀6设置在出口段7和泵体3之间，仿生三瓣阀6用于防止血液通过后反流至泵体3。

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；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和第二瓣叶2.2大小相同，且沿径向分开。第一瓣叶2.1和第二瓣叶2.2可阻止血液通过后反流至血管。

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和三瓣阀瓣环6.4；第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3大小相同，沿径向分开。第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3可阻止血液通过后反流至泵体3。

行波板4呈一个振动周期的行波状结构，多个磁性板4.1沿行波方向水平分布，一种生物相容性好的薄膜紧密包裹这些磁性板4.1，由此构成一个行波板4。行波板4的轴向长度略短于泵体3的轴向长度。

磁性板4.1的数量为12块，磁性板4.1沿行波运动方向均匀分布，在运动过程中始终保持水平。电磁线圈5的数量应该是磁性板4.1的两倍，平均分为两列，每列沿轴向呈线性均匀分布在泵体3上(下)内壁面，两列电磁线圈5轴向间距保持一致，径向一一对应。

电磁线圈5的数量为24组，平均分为两列，每列包括12组电磁线圈，12组电磁线圈沿轴向呈线性均匀分布在泵体3上(下)内壁面；两列电磁线圈5所通过的电流方向相反。

令第一列从左往右的电磁线圈5为第一组到第十二组；第二列从左往右的电磁线圈为第十三组到第二十四组。

令第一组和第二组、第二组和第三组的相位差为π/6，以此类推，第一组到第十二组，每相邻两组之间的相位差均为π/6；

第十三组和第十四组、第十四组和第十五组的相位差π/6，以此类推，第十三组到第二十四组，每相邻两组之间的相位差均为π/6。每组电磁线圈均产生电磁力使对应磁性板4.1沿径向运动，所有磁性板4.1由于相位差，带动薄膜形变产生行波板振型；行波板4的行波振型压迫腔内血液实现定向流动。

泵体3、泵体二瓣阀2、仿生三瓣阀6的壁厚为1-1.5mm。

泵体3、行波板4、二瓣阀2、仿生三瓣阀6、入口段1和出口段7均为柔性材质。

本发明提供一种根据上述的植入式微型电磁驱动行波式血泵的驱动方法，包括以下步骤：

在上述两列电磁线圈上各施加电信号，使得每列电磁线圈中每相邻两组的相位差为π/6，最左端至最右端的相位差为2π，沿径向对应的两组电磁线圈的电信号相位差为φ。

所有磁性板4.1由于相位差，所有磁性板4.1运动时带动薄膜4.2形变，由于存在相位差，故行波板4产生行波振型，行波板4的行波振型压迫腔内血液实现定向流动；改变通过电磁线圈5的激励频率和电压，能够调节输出血液的流量。

实施例

如图1所示，为一种植入式微型电磁驱动行波式血泵的一种较佳实施方式，植入式微型电磁驱动行波式血泵包括泵体3、行波板4、空芯电磁线圈5、二瓣阀2、仿生三瓣阀6、入口段1和出口段7。

如图1、图3和图4所示，泵体3为左右两端均开口的空心圆柱体，沿圆柱体轴向的圆柱体内部设置有横截面为正方形的通孔，在正方形通孔的两侧内壁面上开设有多个滑槽8，滑槽8用来限制行波板4中磁性板4.1的轴向位移，滑槽8的数量是磁性板4.1数量的两倍，两列对应的滑槽8在内壁面上沿轴向均匀分布，在径向上一一对应。如图7所示，左右两个滑槽8之间设置一块可上下移动的磁性板4.1，磁性板4.1移动时磁性板4.1的板面始终平行于正方形通孔的上下端面。

电磁线圈5包含多组，平均分为两列，每列沿泵体3的轴向均匀分布在泵体3正方形的通孔的上(下)内壁面；随着通过线圈的电流做周期性变化，每组线圈对行波板4的分段磁性板4.1的磁斥(吸)力也相应改变方向和大小，使对应磁性板4.1在泵体3的径向方向发生位移，所有分段磁性板4.1的运动叠加，可使行波板4产生行波振型，压迫泵体3腔内的血液实现定向流动；泵体的3材质宜使用可植入人体的弹性材料。

入口段1位于泵体3的一端，出口段7位于泵体3的另一端，二瓣阀2设置在入口段1和泵体3之间，二瓣阀2用于防止血液通过后反流至血管；仿生三瓣阀6设置在出口段7和泵体3之间，仿生三瓣阀6用干防止血液通过后反流至泵体3。

如图5所示，二瓣阀2设置在入口段1和泵体3之间，包括第一瓣叶2.1、第二瓣叶2.2和二瓣阀瓣环2.3；二瓣阀2打开时如图4左侧所示,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3内；二瓣阀2关闭时如图4右侧所示，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6所示,仿生三瓣阀6设置在泵体3与出口段7中间，包括第三瓣叶6.1、第四瓣口6.2、第五瓣叶6.3和三瓣阀瓣环6.4。仿生三瓣阀6打开时如图5左侧所示,第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3沿径向分开，靠近三瓣阀瓣环6.4，血液经仿生三瓣阀6由泵体3泵入血管；仿生三瓣阀6关闭时如图5右侧，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和第五瓣叶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3。

本实施例中第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2、第五瓣叶6.3可以采用三个呈120°圆心角的弧形的瓣叶，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一椭球面为第三瓣叶6.1、第四瓣叶6.2和第五瓣叶6.3组成，在三瓣阀瓣环6.4内形成的具有空间曲面的面,圆柱面即为椭球面的截面，仿生三瓣阀6的制造材料应使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造。

本实施例中泵体3的左侧与同轴同直径大小的二瓣阀瓣环2.3的出口侧相粘接,泵体3的右侧与同轴同直径的仿生三瓣阀瓣环6.4相粘接。

如图3所示，空芯电磁线圈5平均分为两列，每列沿轴向呈线性的均匀分布在泵体方形通孔的上(下)内壁面上，单个线圈的外形呈平面跑道形状结构，两列电磁线圈5的轴向间距保持一致，径向一一对应。可采用植入型软胶将所述电磁线圈5与泵体3粘接。

可令第一列从左往右的电磁线圈5为第一组到第十二组；第二列从左往右的电磁线圈5为第十三组到第二十四组。所述第一组到第十二组，每相邻两组之间的相位差均为π/6；所述第十三组到第二十四组，每相邻两组之间的相位差均为π/6。沿径向对应的两组电磁线圈的电信号相位差为φ。

随着通过线圈的电流做周期性变化，每组线圈对行波板4的分段磁性板4.1的磁斥(吸)力也相应改变方向和大小，使对应磁性板4.1在泵体3的径向方向发生规律位移。

如图2所示,行波板4由多块磁性板4.1和包裹磁性板4.1的薄膜4.2组成。磁性板4.1为柔性磁性材料制成，所述磁性板4.1形状呈板块体结构，磁性板4.1的数量为4的倍数,多个磁性板4.1轴向间距保持一致。根据本实施例，优选的，磁性板4.1的数量采用12块，沿行波运动方向均匀分布，在运动过程中始终保持水平。磁性板4.1用于接收外部电信号产生径向位移，所有磁性板4.1运动时带动薄膜4.2形变，由于存在相位差，故行波板产生行波振型，行波板4的行波振型压迫腔内血液实现定向流动；血液由入口段1向出口段7的方向流动。

根据本实施例，优选的，所述入口段1、二瓣阀2、泵体3、行波板4、仿生三瓣阀6和出口段7应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3、二瓣阀瓣环2.3和三瓣阀瓣环6.4的壁厚优选为1-1.5mm.

本发明工作原理：

对多组电磁线圈5分别施加具有π/6相位差的电信号，其中第一组到第十二组，每相邻两组之间的相位差均为π/6，第十三组到第二十四组，每相邻两组之间的相位差均为π/6，沿径向对应的两组电磁线圈的电信号相位差为φ；根据人体血流量供需，在π/2区间进行试验得到与人体供需相匹配工况下φ的值；每组电磁线圈5激励出与之在径向方向对应的磁性板4.1的位移。所有磁性板4.1运动时带动薄膜4.2形变，由于存在相位差，故行波板4产生行波振型，行波板4的行波振型压迫泵体3的腔内血液实现定向流动。血液由入口段1进入血泵，二瓣阀2打开,出口段7的仿生三瓣阀6关闭，入口段1血管内血液进入泵体3；随后行波板4有规律地形变，形成行波的振型，随时间的推移行波板4挤压腔内血液沿轴向不断向前推进。行波板4中的磁性板4.1满足人体血液的流量供需最佳条件的相位差φ，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：

对多组电磁线圈5分别施加具有π/6相位差的电信号，其中第一组到第十二组，每相邻两组之间的相位差均为π/6，第十三组到第二十四组，每相邻两组之间的相位差均为π/6，沿径向对应的两组电磁线圈的电信号相位差为φ；每组电磁线圈5激励与之在径向方向对应的磁性板4.1位移；所有磁性板4.1运动时带动薄膜4.2形变，由于存在相位差，故行波板4产生行波振型，行波板4的行波振型压迫泵体3腔内血液实现定向流动。与此同时,入口段1的二瓣阀2与出口段7的仿生三瓣阀6被动开合，二瓣阀2防止血液通过后反流至血管,仿生三瓣阀6防止血液通过后反流至泵体3；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。改变电磁线圈5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，血液由入口段1进入血泵，二瓣阀2打开,出口段7的仿生三瓣阀6关闭，入口段1血管内血液进入泵体3；随后行波板4有规律地形变，形成行波的振型，随时间的推移，行波板4挤压腔内血液沿轴向不断向前推进。行波板4中的磁性板4.1满足人体血液的流量供需最佳条件的相位差φ，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。

本实施例中两列电磁线圈5分别均布在泵体3上下内壁面上；行波板4位于泵体内部中心；柔性二瓣阀2位于泵体入口段1,柔性仿生三瓣阀6位于泵体出口段7。对电磁线圈施加时间上相差π/6和π/6+φ的电信号，从而使磁性板4.1带动行波板4产生特定时序的行波，压迫泵体3腔内血液实现定向流动。

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，可以精准引流、平稳引流，更符合血液流动生理特性。因此患者在使用时较传统心脏泵便捷舒适，同时整机可通过改变频率提供不同血液搏出量，适应不同的机体代谢下的供血要求。

以上所述，仅为本发明的较佳实施例，并非对本发明任何形式上和实质上的限制，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的前提下，还将可以做出若干改进和补充，这些改进和补充也应视为本发明的保护范围。凡熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，当可利用以上所揭示的技术内容而做出的些许更动、修饰与演变的等同变化，均为本发明的等效实施例；同时，凡依据本发明的实质技术对上述实施例所作的任何等同变化的更动、修饰与演变，均仍属于本发明的技术方案的范围内。

Claims (10)

1.一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，包括入口段、中空的泵体、行波驱动机构和出口段；泵体的两端分别设有入口段和出口段，入口段和出口段之间设有行波驱动机构，行波驱动机构包括一设于入口段和出口段之间的可沿泵体轴向呈行波运动的用于推动血液由入口段向出口段移动的行波板。

2.根据权利要求1所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述泵体中设有横截面为方形的通孔，所述行波板穿设于方形通孔中。

3.根据权利要求1所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述行波板的表面设有覆膜。

4.根据权利要求2所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述行波驱动机构包括电磁线圈和磁性板；所述行波板包括多块平行的依次排布的磁性板，磁性板的板面与泵体的中轴线平行；磁性板板面的上下两侧分别设有电磁线圈。

5.根据权利要求4所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述方形通孔相对应的两侧壁上各设有平行的滑槽，两个滑槽所在的虚拟平面垂直于泵体的中轴线，磁性板活动的卡设于对应的两侧滑槽之间；磁性板的板面平行于方形通孔的顶端面和底端面。

6.根据权利要求5所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述方形通孔的顶端面和底端面上分别设有与同一块磁性板相对应的磁性线圈；上下两个磁性线圈与中间的磁性板的中心轴重合。

7.根据权利要求6所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述顶端面和底端面上设有多个与磁性板平行的磁性线圈；磁性线圈沿泵体轴向依次等距排列。

8.根据权利要求7所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述方形通孔的顶端面和底端面上分别设有12组磁性线圈；顶端面上每相邻两组磁性线圈之间的相位差为π/6，底端面上每相邻两组磁性线圈之间的相位差为π/6，顶端面和底端面上相对应的磁性线圈的电信号相位差为φ；所述行波板包括12块磁性板。

9.根据权利要求1所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述入口段与泵体之间设有防止血液返流的二瓣阀；二瓣阀中包括第一瓣叶、第二瓣叶和二瓣阀瓣环；二瓣阀瓣环中设有可开闭的第一瓣叶和第二瓣叶。

10.根据权利要求1所述的一种植入式微型电磁驱动行波式血泵，其特征在于，所述出口段与泵体之间设有防止血液返流的仿生三瓣阀；仿生三瓣阀中包括第三瓣叶、第四瓣叶、第五瓣叶和三瓣阀瓣环；三瓣阀瓣环中设有可开闭的第三瓣叶、第四瓣叶和第五瓣叶。

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