人造心脏的制作方法

本发明属于替代人体器官的医疗器械领域，涉及一种人造心脏，尤其涉及一种利用直线电机驱动碟形膜片泵的人造心脏。

背景技术：

人类心脏的功能是泵送血液以完成三个血液循环，即肺循环(小循环)、体循环(大循环)和冠脉循环。由于人类漫长的进化过程，心脏已演变成结构十分复杂、功能非常奇妙的器官，例如左右心房和左右心室能有规律地以各自心肌的分别收缩和舒张，泵送血液(心脏以心肌收缩与舒张而构成的血液泵可称之为心肌泵)，而且利用冠脉循环自行营养。因此，人造心脏如果要将结构和功能作为一个整体模仿自然心脏，难度是极大的。

目前，有关人造心脏的资料表明，美国等西方国家在人造心脏的研究设计和移植实践中，大多没有超越将结构与功能捆绑在一起的思维框架，即总是企图在原心脏的结构上修修补补以改善和恢复心脏的功能，因而不可能获得重大的创造性成就。

人造心脏的关键之一，是以机械泵替代心肌泵。而在机械泵中尤以碟形膜片泵对血液造成的损伤最小。碟形膜片泵中可驱动碟形膜片的电机很多，可分为旋转电机和直线电机两大类，现有的人造心脏主要是以旋转电机驱动不同类型的机械泵，但旋转电机的旋转运动要转换成人造心脏所需直线往复运动，必需增加复杂的中间机构，从而使人造心脏结构复杂、体积加大、成本上升。

技术实现要素：

本发明的目的是提供一种结构简单、安全可靠、耐久、舒适、成本低廉的人造心脏。

为了实现上述目的，本发明的技术方案为：提供的人造心脏，包括心腔腔体、具有泵血功能且由直线电机驱动的碟形膜片泵、按呼吸频率和时钟频率为基本电信号频率运动的直线电机、体内外电能传输变换电路、微电脑心率控制器、以及直线电机热管冷却装置；所述微电脑心率控制器包括电信号连接的呼吸频率传感器、时钟频率器、控制芯片和控制电路；控制芯片通过控制电路与直线电机连接，使直线电机按修正呼吸综合频率运动；所述碟形膜片泵、直线电机、直线电机热管冷却装置吸热段和微电脑心率控制器均设在心腔腔体内，所述心腔腔体外表面覆盖一层人造结缔组织浆膜；所述心腔腔体由钛合金制成，心腔腔体设有左腔、中腔、右腔三个腔室，腔室间由间壁间隔并连接；左腔是将氧合血流经的左心房和左心室合拼而成；所述右腔是将非氧合血流经的右心房和右心室合拼而成；所述左腔和右腔的腔顶均设有顶盖，左腔和右腔的腔底均设有底盖，顶盖和底盖上均开设孔道，孔道下端均设有摁扣式血管连接器。

进一步地，所述左腔顶盖下端的摁扣式血管连接器将进入的肺静脉与二尖瓣连接(肺静脉连接在摁扣式血管连接器上方，二尖瓣连接在摁扣式血管连接器下方)；右腔顶盖下端的摁扣式血管连接器将进入的上下腔静脉与三尖瓣连接(上下腔静脉连接在摁扣式血管连接器上方，三尖瓣连接在摁扣式血管连接器下方)。

进一步地，所述左腔和右腔底盖上的孔道均为喇叭口；所述左腔底盖下端的摁扣式血管连接器将底盖的喇叭口与主动脉和主动脉瓣连接；右腔底盖下端的摁扣式血管连接器将底盖的喇叭口与肺动脉和肺动脉瓣连接。上述底盖上的喇叭口也可以开在左右腔底上，视左右腔底和左右腔底盖的制造情况而定。

进一步地，所述中腔为直线电机腔，中腔设有顶盖和底盖，顶盖上设有左右热管通道，底盖上设有钛合金焊接而成的矩形直线电机支承座，直线电机支承座上平面极性反向设置左直线电机和右直接电机(左右直线电机以共同的底座和同轴线横向安装于支承座上)，左直线电机右端与右直线电机左端均与导向堵头滑动连接。

进一步地，所述碟形膜片泵包括可反复变形(左右方向变形)的左碟形膜片和右碟形膜片，左碟形膜片和右碟形膜片均包括碟底、碟身、碟顶平面圈和碟托，碟身为圆锥形，设顶端大，底端小；碟顶平面圈、碟身和碟底以圆弧过度，均以弹性和韧性很好的材料制成；碟底与碟托连接，碟托与连接堵头连接，左碟形膜片和右碟形膜片分别以碟顶平面圈固定于左右腔内侧间壁上相应孔的外周；碟托为塑料圆盘，碟托的一面与碟底互相固定，另一面2/3直径的中部与直线电机次级的连接堵头连接。

进一步地，所述左直线电机和右直线电机均为短初级长次级圆筒形直线电机，短初级内设有圆饼式绕组(定子)；长次级为外包铝皮的厚铁圆筒(动子)，厚铁圆筒中设有储备弹力和助推次级压送血液出腔的大小圆柱形螺旋压缩弹簧；长次级安装于短初级的圆孔内，并可在圆孔内作轴向往复运动。当次级处于拉动碟形膜片，吸入血液进腔时，所需拉力较小，弹簧被压缩而储备弹力，而随后当次级处于推动碟形膜片，压送血液出腔时，所需推力很大，次级可借助储备的弹力助推，从而减小初级在相应行程所耗电流和减少所发出的热量，从而可减轻两次级的冲击，增加两直线电机运行的平顺性和耐久性，增加人体的舒适感。

进一步地，所述左直线电机和右直线电机以同一轴线和共同底座横向安装于支承座上，支承座安装固定于中腔底盖上，左直线电机和右直线电机之间与导向堵头滑动连接，导向堵头外表面设有隔套，隔套与导向堵头以静配合连接。

左直线电机左端与左连接堵头一端固定连接，左连接堵头另一端与左碟形膜片的碟托连接，左碟形膜片位于左腔内右侧，左连接堵头可在左腔与中腔之间的通孔内移动；所述右直线电机右端与右连接堵头一端固定连接，右连接堵头另一端与右碟形膜片的碟托连接，右碟形膜片位于右腔内左侧，右连接堵头可在右腔与中腔之间的通孔内移动；所述导向堵头与右连接堵头之间、导向堵头与左连接堵头之间均通过弹簧连接。

进一步地，所述左右直线电机冷却装置为两热管，热管由吸热段和散热段构成，两段热管吸热段分别贴覆于左直线电机和右直线电机初级上，以吸收电机发出的热量，两热管的散热段延伸至中腔顶盖左右热管通道处引出后，分别贴覆于主动脉弓下行段和肺动脉，使两散热段所携带的热量分别由相关血液带走，经排泄系统以尿液、汗液等排出体外；或由进入肺循环的血液带走，经肺部呼出的热气排出体外。

进一步地，所述体内外电能传输变换电路包括依次连接的市电源、ac-dc整流器、外置锂蓄电池、体内外隔肤射频电能变换器、内置锂蓄电池、功率放大驱动器和左右直线电机。

进一步地，所述体内外隔肤射频电能变换器包括体外的原边线圈(外置线圈)和体内的副边线圈(内置线圈)，两线圈隔着皮肤，原边线圈以射频磁力线隔着皮肤，但并不损伤皮肤，将电能以磁力线感应形式传输给副边线圈，副边线圈再以脉冲电流继续传输。

本发明人造心脏选择以呼吸频率和时钟频率分别乘以适当系数为基本起搏频率，并计入其他相关参数，如主动脉血压和温度等的影响予以综合处理，并将上述乘以适当系数和综合处理的频率定义为修正呼吸综合频率。

本发明的直线电机是碟形膜片泵的驱动装置，如将修正呼吸综合频率的电信号传递给左右直线电机的初级，则其次级即可按此频率准确及时地驱动左右碟形膜片泵送血液。由于一次完整的呼吸会发出一呼一吸，即一正一负两个信号，这正好让两直线电机的次级驱动左右碟形膜片一反一复泵送一次血液。修正呼吸综合频率与左右直线电机相结合就成为人造心脏准确及时地替代起搏器。

本发明的微电脑心率控制器是人造心脏起搏和心率调节的核心，具有以下功能：接收内置锂蓄电池的直流电流；接收输入的呼吸频率、时钟频率、主动脉温度和血压等电信号，并将这些电信号处理成为修正呼吸综合频率电信号，并按该电信号的需要，将所接收的内置锂蓄电池的直流电逆变成交流电，输送至功率放大驱动器，以驱动左右直线电机。

本发明人造心脏，为了润滑心腔外表面，降低腔体与周围脏器的摩擦，特别是缓解人体免疫系统的排异反应，减轻引起的疼痛，在腔体外表面覆盖一层人造结缔组织浆膜。

本发明人造心脏具有以下的有益效果：

1、本发明人造心脏操作方便、利用碟形膜片泵替代心肌泵，同时采用直线电机驱动碟形膜片，既对血液的损伤很少，同时直线电机可省去将旋转电机的旋转运动转换为直线往复运动所需复杂的中间机构，直接得到直线往复运动，结构简单、效果更好。

2、本发明人造心脏采用两台直线电机。两台直线电机的结构相同，但两绕组的极性排列相反，两次级的运动在控制器控制下，如先为相向而动吸入血液进腔，继而则相背而动压送血液出腔，周而复始。

3、本发明人造心脏的两台直线电机的次级厚铁圆筒中心部位安装有大小两个压缩圆柱形螺旋弹簧；一端装有两次级共同的导向堵头；另一端装有与碟托连接的连接堵头。两堵头内端均设有大小螺旋弹簧安装定位的台阶；导向堵头和连接堵头通过大、小弹簧连接。在两次级如从相距最远处相向而动吸入血液进腔的行程中，由于所需拉力相对很小，可利用此行程压缩弹簧以储备弹力，并缓冲两次级之间相对的冲击。而在随后的两次级从相距最近相背而动压送血液出腔的行程中，所需推力相对很大，两次级均可借助各自储备的弹力助推，从而降低两初级为各自的次级所消耗的电流和产生的发热量。降低消耗的电流和发热量对直线电机工作的可靠性、耐久性和人体的舒适性意义重大。

4、本发明人造心脏中的弹簧储备弹力的大小大致等于次级所需推力的一半。弹簧还可提高直线电机运行的平顺性和稳定性。本发明人造心脏继承了人体自然心脏长期形成的习性，易于为人体接受。

5、本发明人造心脏采用体内外电能传输变换电路，采用隔肤射频电能变换器(简称变换器)。变换器包括两个平面线圈：一为体外的原边线圈；另一为体内的副边线圈，两线圈隔着皮肤靠得很近。外置线圈以射频磁力线隔着皮肤，但并不损伤皮肤，将电能以磁力线感应形式传输给内置线圈，内置线圈再以脉冲电流继续传输。隔肤射频电能变换器为人造心脏及时补充能量创造了方便条件。

6、本发明人造心脏采用热管冷却直线电机的模式，实现有效散热。

7、本发明人造心脏，首先从人体心脏的结构与功能原本一体的束缚中解脱出来，将人体心脏的结构与功能分开，分别进行模拟，然后再组合成一完整的整体，这样既可继承原有心脏的功能，又可摆脱人体心脏结构与功能一体无法仿造的困境。

8、本发明人造心脏的心腔腔体由钛合金冲压焊接或3d打印而成，无需由血液输送养分，冠脉循环就可省略，从而既解除了人体心脏结构与功能互为一体、无法模拟的难题，又免去了发病率不低的冠心病。

附图说明

图1为本发明人造心脏的心腔腔体、直线电机和碟形膜片泵连接结构示意图；

图2为本发明人造心脏的右直线电机与导向堵头、连接堵头以及次级内大小弹簧的结构示意图；

图3为本发明人造心脏的碟形膜片结构示意图；

图4为本发明人造心脏的体内外电能传输变换电路示意图；

图5为本发明人造心脏的控制器与其他电信号连接示意图；

图中：1、左端盖；2、碟托；3、左腔；4、左碟形膜片；5、二尖瓣；6、摁扣式血管连接器；7、肺静脉；8、中腔顶盖；9、热管吸热段；10、热管散热段；11、导向堵头；12、中腔；13、上下腔静脉；14、摁扣式血管连接器；15、三尖瓣；16、右腔；17、右端盖；18、右碟形膜片；181、碟托；182、碟身；183、碟顶平面圈；184、碟底；19、喇叭口；20、摁扣式血管连接器；21、肺动脉瓣；22、肺动脉；23、右直线电机；231、初级；232、次级；233、大弹簧；234、小弹簧；24、矩形支承座；25、隔套；26、中腔底盖；27、稳定加强筋；28、螺钉；29、左直线电机；30、主动脉瓣；31、主动脉；32、摁扣式血管连接器；33、连接堵头；34、变形后的碟形膜片。

具体实施方式

为了详细说明本发明人造心脏的技术内容、构造特征、以下结合实施方式并配合附图作进一步说明。

如图1、2、3、4、5所述，本发明人造心脏，包括心腔腔体、具有泵血功能且由直线电机驱动的碟形膜片泵、按呼吸频率和时钟频率为基本电信号频率运动的直线电机、体内外电能传输变换电路、微电脑心率控制器、以及直线电机热管冷却装置；所述微电脑心率控制器包括电信号连接的呼吸频率传感器、时钟频率器、控制芯片和控制电路；控制芯片通过控制电路与直线电机连接，使直线电机按修正呼吸综合频率运动；所述碟形膜片泵、直线电机、微电脑心率控制器、直线电机热管冷却装置吸热段均设在心腔腔体内，所述心腔腔体外表面覆盖一层人造结缔组织浆膜。

所述腔体内分隔成三个腔体，分别为左腔3、中腔12、右腔16。左腔3和右腔16的容积相等，互相对称；所述左腔3的左端设有左端盖1，左腔上端开设孔道，孔道中装有左腔顶盖，左腔顶盖下端设有摁扣式血管连接器6，肺静脉7连接在摁扣式血管连接器6上方，二尖瓣5连接在摁扣式血管连接器6下方。左腔底盖上开设有喇叭口孔道，孔道下端设有摁扣式血管连接器32，摁扣式血管连接器32将喇叭口与主动脉31和主动脉瓣30连接；中腔12内底部设有中腔底盖26，中腔底盖26上安装矩形支承座24，矩形支承座24内装有微电脑心率控制器、稳定加强筋27，使其矩形支承座自由度为零；矩形支承座24上平面极性反向设置左直线电机29和右直接电机23，左直线电机29右端与右直线电机23左端分别与导向堵头11滑动连接(间隙配合)，导向堵头11设置于隔套25内；左直线电机29左端与左连接堵头一端固定连接(过盈配合)，左连接堵头另一端与左碟形膜片4的碟托2连接，左碟形膜片4位于左腔3内右侧，左连接堵头可在左腔3与中腔12之间的通孔内移动；所述右直线电机23右端与右连接堵头一端固定连接(过盈配合)，右连接堵头另一端与右碟形膜片18的碟托181连接，右碟形膜片位于右腔16内左侧，右连接堵头可在右腔16与中腔12之间的通孔内移动；所述右腔16的上端开设孔道，孔道中装有右腔顶盖，右腔顶盖下端设有摁扣式血管连接器14，上下腔静脉13连接在摁扣式血管连接器14上方，三尖瓣15连接在摁扣式血管连接器14下方。右腔底盖开设喇叭口19孔道，孔道下端设有摁扣式血管连接器20，摁扣式血管连接器20将喇叭口与肺动脉22和肺动脉瓣21连接；右腔16设有右端盖17。

所述左直线电机29和右直线电机23表面上分别设置热管，每段热管由吸热段9和散热段10构成，两段热管吸热段分别贴覆于左直线电机和右直线电机初级上，以吸收电机发出的热量，两段热管散热段延伸至中腔顶盖热管通道处引出后，分别贴覆于主动脉弓下行段和肺动脉，使两散热段所携带的热量分别由相关血液带走，经排泄系统以尿液、汗液等排出体外；或由进入肺循环的肺动脉血液带走，经肺部呼出的热气排出体外。

所述导向堵头11与右连接堵头之间、导向堵头11与左连接堵头之间均通过弹簧连接，弹簧包括大弹簧233和小弹簧234，导向堵头11和连接堵头33内端均设有大小螺旋弹簧安装定位的台阶。

左右腔一左一右的两个碟形膜片均为侧置，左右相对，可反复变形。两碟形膜片的形状和大小相同，均包括碟身182(设大端为顶端，小端为底端)、碟顶平面圈183、碟底184和碟托181，碟托181与连接堵头33连接。

所述中腔12上端设有中腔顶盖8，顶盖上设有热管散热段通道。

所述中腔12下端设有中腔底盖26，中腔底盖26通过螺钉28与矩形支承座24连接，矩形支承座24内装有微电脑心率控制器。

所述左碟形膜片和右碟形膜片均可左右方向变形，如图3所示，标号34为变形后的碟形膜片。

所述左直线电机29和右直线电机23均采用圆筒形短初级长次级直流直线电机，如图2所示为右直线电机，标号231为初级，标号232为次级。两堵头内端均设有大小螺旋弹簧安装定位的台阶；导向堵头和连接堵头通过大、小弹簧连接。

该人造心脏还包括体内外电能传输变换电路，包括依次连接的市交流电源、ac-dc整流器、外置锂蓄电池、体内外隔肤射频电能变换器、内置锂蓄电池、控制器、功率放大驱动器和左右直线电机；本发明人造心脏整体电路流程如图4所述。

血液在本发明人造心脏中的流动是周而复始循环的，而驱动血液循环的动力来自左右直线电机驱动的左右碟形膜片泵的变形。为了便于表述，现假设血液从上下腔静脉流入右腔开始。

第一种血液循环(肺循环与体循环的相位差为180°)：

(1)右腔充血，肺循环开始。在体循环即将结束时，血压已下降到很低的程度，所剩无几。这时右直线电机在控制器控制下向左拉动右碟形膜片从右向左变形(向左凹)，使右腔容积增大，压力降低，上端入口处三尖瓣被吸开，下端出口处肺动脉瓣被吸关，上下腔静脉的非氧合血被吸入右腔，并向下流动，使右腔充血。

(2)肺循环。当右腔充满血液时，右直线电机在控制器控制下向右推动右碟形膜片向右凸，右腔容积下降，压力升高，上端入口处三尖瓣被压关，下端出口处肺动脉瓣被压开，右腔非氧合血被压出肺动脉瓣，经肺动脉进入肺脏，非氧合血在肺脏中经氧合作用转化为氧合血，此时血液保持一定血压流出肺脏，从而流向左腔。

(3)体循环开始，左腔充血。当肺循环结束时，左直线电机在控制器控制下，向右拉动左碟形膜片向右变形(向右凹)，左腔容积增大，压力下降，上端入口处的二尖瓣被吸开，下端出口处的主动脉瓣被吸关，肺静脉氧合血被吸入左腔，并向下流动，使左腔充血。

(4)体循环。当左腔充满血液时，左直线电机在控制器控制下，向左推动左碟形膜片向左凸，使左腔容积减小，压力升高，上端入口处二尖瓣被压关，下端出口处主动脉瓣被压开，血液以高压向下流入主动脉和主动脉弓，开始体循环。血液在体循环中含氧量不断消耗，逐渐由氧合血转化为非氧合血，最后汇聚于上下腔静脉，继而右腔充血，又开始肺循环，如此周而复始。

第二种血液循环(肺循环与体循环的相位差为0°)：

当上下腔静脉的非氧合血进入右腔时，继而开始肺循环，血液在肺循环中逐渐由非氧合血转化为氧合血，在这一过程中，肺静脉的氧合血也同时进入左腔，继而开始体循环。血液在体循环中由氧合血转化为非氧合血，最后汇聚于上下腔静脉，继而又进入右腔开始肺循环，如此周而复始。

第一第二两种血液循环均可由控制器控制左右直线电机实现，各有优缺点。第一种循环可错开左右直线电机各自电流和发热的峰值，但左右次级动量平衡较差；第二种循环相反，左右次级动量平衡较好，但左右初级的电流和发热峰值重叠。届时可根据情况选择。

以上所揭露的仅为本发明的较佳实施例而已，当然不能以此来限定本发明之权利范围，因此依本发明权利要求所作的等同变化，仍属于本发明所涵盖的范围。