CN117504113A - 压电间接驱动搏动型血泵 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了压电间接驱动搏动型介质泵，包括：介质液囊、驱动囊、储液囊、控制单元和由信号时序性控制的双向驱动压电微泵；可以模拟人的自然心脏工作，形成心脏的心缩期和心舒期。能像正常心脏一样改善人体微循环，促进新陈代谢，实现肾、脑、肝和水泵等重要器官的介质液灌注等功能。可以获得更大的脉搏输出流量，同时具有更好的稳定性，整个压电间接驱动搏动型介质泵重量小，减小了植入人体时所带来的负担。可避免气体驱动柔性过大以及机械凸轮驱动的刚性过大造成的均衡性过差问题，能够显著减少介质液二相流、湍流与涡旋流动的形成，减缓乃至避免二相流现象，大幅度降低介质小板凝聚与介质栓形成的几率。
Description
技术领域
本发明属于机械或生物机械手段部分或完全替代自然心脏给人体供血的生物医学的技术领域，具体涉及一种压电间接驱动搏动型血泵。
背景技术
心脏病是人类死亡的第二大杀手。据数据统计，我国患心衰的人群占总人口数的1.3%，约有1370万心衰患者。在这些心衰患者中，每年有5%的患者会进展为重症心衰。对于重症心衰，药物治疗的效果不佳，5年生存率仅为20%。心脏移植和人工心脏成为治疗重症心衰患者最有力的手段。在人体心脏因病损而部分或完全丧失功能而不能维持全身正常循环时，可移植一种用人工材料制造的机械装置以暂时或永久地部分或完全代替心脏功能、推动血液循环，这种装置即人工心脏。
本发明提供的压电间接驱动搏动型心脏血泵可以模拟人的自然心脏工作，形成心脏的心缩期和心舒期，有正压期和负压期之分，能像正常心脏一样改善人体微循环，促进新陈代谢，实现肾、脑、肝和心脏等重要器官的血液灌注等功能。
目前市面上的搏动式血泵主要为电磁空气泵或电磁凸轮泵，这些心脏泵工作不稳定，不能达到理想的搏动性效果，体积大，不便于体内植入。
发明内容
本发明的目的是为了解决心脏泵体积大，效率低而能耗大、控制系统复杂，有噪音等问题，而提供了一种压电间接驱动搏动型血泵。
压电间接驱动搏动型血泵，它包括：血液囊（1）、驱动囊（2）、储液囊（3）、控制单元（4）和压电微泵（5）；
所述的储液囊（3）与驱动囊（2）设置在压电微泵（5）两侧；
所述的压电微泵（5）为双向泵，能将储液囊（3）的液体或气体泵入驱动囊，或将驱动囊（2）的液体或气体泵入储液囊（3）；
血液腔壁（104）为类心脏半球形，硬质弹性材料制成，它包裹驱动囊（2），其周围与压电微泵（5）本体固定，与驱动囊（2）部分囊壁形成血液囊（1）；
所述的血液腔壁（104）还设有带单向阀的进血口（101）和出血口（105）。
所述的血液腔壁（104）是具有生物兼容性材料制作的，具有一定抗击弹性形变能力。
所述的压电微泵5为压电陶瓷泵，外形尺长50mm*50mm*1mm，每搏输出流量20ml-50ml。
所述的控制单元（4）分别与压电微泵（5）、无线传输装置（402），气液流量监测装置（403）电气连接。
所述的无线传输装置（402）为蓝牙模块或者WiFi模块。
本发明公开了压电间接驱动搏动型血泵，它包括：血液囊、驱动囊、储液囊、控制单元和压电微泵；所述的储液囊与驱动囊设置在压电微泵两侧；所述的压电微泵为双向泵，能将储液囊的液体或气体泵入驱动囊，或将驱动囊的液体或气体泵入储液囊；血液腔壁为类心脏半球形，硬质弹性材料制成，它包裹驱动囊，其周围与压电微泵本体固定，与驱动囊部分囊壁形成血液囊；所述的血液腔壁还设有带单向阀的进血口和出血口。
本发明压电间接驱动搏动型血泵是由压电微泵驱动工作介质的间接驱动血液的方式。这种驱动方式可避免气体驱动柔性过大以及机械凸轮驱动的刚性过大造成的均衡性过差问题，能够显著减少血液二相流、湍流与涡旋流动的形成，减缓乃至避免二相流现象，大幅度降低血小板凝聚与血栓形成的几率，
附图说明
图1为压电间接驱动搏动型血泵外部结构示意图；
图2为压电间接驱动搏动型血泵内部结构示意图；
图3为双向驱动压电微泵结构示意图；
图4为单腔压电泵工作原理示意图；
图5为悬臂梁阀示意图；
图6为1型轮式阀；
图7为2型轮式阀；
图8为1型错位孔阀；
图9为2型错位孔阀；
图10为压电间接驱动搏动型血泵的驱动信号示意图。
图中：血液囊1、驱动囊2、储液囊3、控制单元4、压电微泵5、进血口101、血管单向阀102、血液腔103、血液腔壁104、出血口105、工作液驱动腔体201、工作液驱动腔壁202、工作液储液腔301，程控单元401，无线传输装置402, 气液流量监测装置403，入口501，出口502，压电泵503，压电振子504，腔体505，入口单向阀506，出口单向阀507。
具体实施方式
实施例1压电间接驱动搏动型血泵
请参见图1至图3，压电间接驱动搏动型血泵，它包括：血液囊1、驱动囊2、压电泵5、和储液囊3
血液囊1，它包括：进血口101，单向阀102，血液腔103，血液腔壁104，出血口105；所述血液腔壁104为类心脏半球形。
压电微泵5，它包括：入口501，入口单向阀506，腔体505，压电振子504，出口502，出口单向阀507。
压电微泵5作为压电液泵时，驱动囊2和储液囊3中均为无害液体；压电微泵5作为压电气泵时，驱动囊2和储液囊3中均为无害气体。
压电间接驱动搏动型血泵是由压电微泵5驱动工作液的血液间接驱动方式，构造了压电泵非接触性驱动血液流动。
压电微泵5设置为扁平式结构，它包括：入口501、入口单向阀506，腔体505，压电振子504，出口502，出口单向阀507。其中入口501设置有入口单向阀506，出口502设置有出口单向阀507。压电微泵为压电液泵时，单向结构可以为有阀单向结构如悬臂梁阀，1型轮式阀、2型轮式阀。所述压电微泵为压电气泵时，单向结构既可以为有阀结构例如1型错位孔阀、2型错位孔阀。
进血口101，出血口105出设置有单向阀102，此处可更换为有阀结构：悬臂阀、1型轮式阀、2型轮式阀。
压电微泵5为压电陶瓷泵，压电微泵上设有入口和出口，压电微泵5整体呈扁平状，外形尺长50mm*50mm*1mm，工作频率达到300Hz及其以上，并且为满足大部分人单心室每搏输出流量20ml-50ml的要求，每一脉冲下的输出流量必须控制在0.15ml左右的某个精确数值。
压电间接驱动搏动型血泵所使用的压电微泵5采用以压电泵驱动工作液的血液间接驱动方式。其原理如图3所示。当将其作为压电间接驱动型血泵的动力源时，504（1）振子(泵)工作时，工作液从储液腔301流向驱动腔201，驱动腔201容积变大，使得血液腔103中产生正压，血液从出血口105泵出血液腔103，血泵处于收缩期；反之，504（2）振子(泵)工作时，工作液从驱动腔201流向储液腔301，驱动腔201容积变小，血液腔103容积变大，同时血液腔103中产生负压，血液从进血口101泵入血液腔103，血泵处于舒张期，如此完成了血泵一个完整的搏动周期。这个过程循环往复，即实现了持续而搏动性的血泵功能。
压电微泵5利用控制单元4内部嵌入的算法分别控制施加于左右微泵的两个振子上的电压信号时，即形成了具有对液体双向驱动功能的液体驱动泵，其结构如图3所示，工作信号波形如图10所示。
血液囊中血液腔的进血口101和出血口105均为有阀单向结构，有阀单向结构可以使悬臂梁阀，1型轮式阀，2型轮式阀。
压电微泵5入口501和出口502均设有单向结构。当所述压电微泵5为压电液泵时，单向结构506、507可为有阀单向结构，例如悬臂梁阀、1型轮式阀、2型轮式阀。当压电微泵5为压电气泵时，单向结构506、507既可为有阀单向结构轮式阀、1型错位孔阀、2型错位孔阀。通过有阀结构实现单向截止功能。
血液腔是由硬质、具有生物兼容性材料制作，具有一定抗击弹性形变能力。驱动囊201和储液囊301是由柔性、具有生物兼容性的材料制作，具有一定的变形能力。
控制单元4分别与压电微泵5、无线传输装置402，气液流量监测装置403电气连接。
无线传输装置402为蓝牙模块或者WiFi模块，程控单元401通过无线传输装置402与移动端连接；专业医护人员可使用移动端根据患者体态特征、健康状况设置每分钟泵血次数和每次泵血剂量。
气液流量监测装置403与程控单元401电气连接，压电微泵5每搏动一次，此次搏动输出流量都会由气液流量监测装置403所记录。气液流量监测装置403记录的压电微泵输出流量、频率数据反馈至程控单元401，程控单元401根据气液流量监测装置403的数据和预先设定的流量、频率数据处理、分析，对压电微泵的下一次泵液的参数进行微调整。由压电微泵5、气液流量监测装置403、程控单元401三者构成一个反馈系统，使压电间接驱动搏动型血泵有卓越的精度、可靠性、稳定性。
压电间接驱动搏动型血泵所使用的压电微泵5可以为压电液泵，此时工作液驱动腔和工作液储液腔为不与血液反应且不与腔体外壁反应的惰性无害液体，作为压电液泵可以获得更大的脉搏输出流量，同时液泵可以具有更好的稳定性；压电间接驱动搏动型血泵所使用的压电微泵可以为压电气泵，此时工作液驱动腔和工作液储液腔为不与血液反应且不与腔体外壁反应的惰性无害气体，作为压电气泵可以获得更快的频率，并且使整个压电间接驱动搏动型血泵重量降低，减小植入人体时所带来的负担。
压电间接驱动搏动型血泵是由压电微泵驱动工作介质的间接驱动血液的方式。这种驱动方式可避免气体驱动柔性过大以及机械凸轮驱动的刚性过大造成的均衡性过差问题，能够显著减少血液二相流、湍流与涡旋流动的形成，减缓乃至避免二相流现象，大幅度降低血小板凝聚与血栓形成的几率，因而理论上是能够构造形成更好的搏动式血液驱动方式。
压电微泵是由信号时序性控制的双向驱动压电微泵。压电微泵采用交变电压工作，压电振子与腔体、液体及两个单向阀构成一个谐振系统，压电微泵处于这一谐振状态下的液体流量与输出压力大，且效率高、耗能低。而当将两个或两个以上这样的压电泵集成到一起时，在程控单元401内植入控制算法，即可利用信号时序控制技术分别激励两个(或多个)压电振子工作，并使多振子系统整体处于谐振状态，大幅提高输出性能，所获得的输出流量与压力可以是单腔泵的2倍(或多倍)以上。
压电微泵5是以内置的压电振子504转换逆压电效应，因此，压电微泵工作中不依靠也不产生磁场，避免了血液中阴、阳离子因为磁场聚集而造成的循环阻碍。
Claims (5)
1.压电间接驱动搏动型血泵，其特征在于，包括：血液囊（1）、驱动囊（2）、储液囊（3）、控制单元（4）和压电微泵（5）；
所述的储液囊（3）和驱动囊（2）设置在压电微泵（5）两侧；
所述的压电微泵（5）为双向泵，能将储液囊（3）的液体或气体泵入驱动囊，或将驱动囊（2）的液体或气体泵入储液囊（3）；
血液腔壁（104）为类心脏半球形，硬质弹性材料制成，它包裹驱动囊（2），其周围与压电微泵（5）本体固定，与驱动囊（2）部分囊壁形成血液囊（1）；
所述的血液腔壁（104）还设有带单向阀的进血口（101）和出血口（105）。
2.根据权利要求1所述的压电间接驱动搏动型血泵，其特征在于：所述的血液腔壁（104）是具有生物兼容性材料制作的，具有一定抗击弹性形变能力。
3.根据权利要求2所述的压电间接驱动搏动型血泵，其特征在于：所述的压电微泵5为压电陶瓷泵，外形尺长50mm*50mm*1mm，每搏输出流量20ml-50ml。
4.根据权利要求3所述的压电间接驱动搏动型血泵，其特征在于：所述的控制单元（4）分别与压电微泵（5）、无线传输装置（402），气液流量监测装置（403）电气连接。
5.根据权利要求4所述的压电间接驱动搏动型血泵，其特征在于：所述的无线传输装置（402）为蓝牙模块或者WiFi模块。
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Non-Patent Citations (1)
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
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