本发明属于电磁泵技术领域，具体涉及一种高流量搏动式电磁血泵及包含其的左心反搏辅助系统。
背景技术：
循环功能障碍是多脏器功能障碍综合征(multipleorgandysfunctionsyndrome,mods)主要组成部分。其中心脏泵功能衰竭是一个主要原因之一。心脏泵功能衰竭常发生于急性心肌梗死、心包填塞、重症急性心肌炎、扩张性心肌病待移植、心脏外科手术后等等。治疗中，除积极治疗原发病、药物治疗和心脏移植外，辅助循环是重要的治疗手段。辅助循环包括连续肾替代治疗(continuousrenalreplacementtherapy,crrt)、主动脉内球囊反搏泵(intra-aorticballoonpump,iabp)、体外膜肺氧合(extracorporealmembraneoxygenation,ecmo)。
一、crrt
肾替代治疗(renalreplacementtherapy,rrt)是利用血液净化技术清除溶质，以代替受损肾功能以及对脏器功能其保护支持作用的治疗方法，将治疗持续时间大于24小时的rrt成为连续肾脏替代治疗(crrt)。crrt原理是通过对流、弥散、吸附及超滤作用，模仿肾小球工作方式，清除体内部分有害成分，调节体内水分、电解质以及酸碱性等的平衡，维持内环境稳定。crrt与传统的间隙性血液透析相比其优点为连续性治疗，可缓慢、等渗地清除水和溶质，容量波动小，净超率低，胶体渗透压变化程度小，基本无输液限制，能随时调整体液平衡，对血液动力学影响小，更符合生理情况。
近年来随着技术的发展，crrt已不仅仅应用于急性肾衰竭/急性肾损伤中，也广泛用于全身感染、全身炎症反应综合征、心脏手术后、顽固性心力衰竭、多脏器功能衰竭，挤压综合征、中毒等危重症的救治。对循环功能障碍有积极的支持治疗作用。研究表明，高容量[44ml/(kg·h)]血液滤过通过清除大量炎症介质而显著改善感染性休克患者的血流动力学和提高生存率，因此可作为全身感染、感染性休克和多脏器功能衰竭的辅助治疗手段。当药物治疗无效时，crrt也可用于顽固性心力衰竭，可以缓解症状，稳定循环，改善患者的预后，提高其生存率，对于心脏手术患者，术后常并发前负荷过多，急性肾功能损伤及内环境紊乱，积极接受crrt治疗的患者有助于代谢和血容量稳定而不引起血流动力学的紊乱。
但是crrt仅仅是以平衡机体内水、电解质、酸碱度，稳定机体内环境，清除炎性因子，对循环衰竭仅仅起到间接的辅助作用。
二、iabp
iabp是目前临床应用较广的机械循环支持装置，1968年即首次应用于临床，是最早以氧供氧耗理论为基础的辅助循环方式。他将球囊至于锁骨下动脉下2～3cm与肾动脉开口之间的主动脉内随心动周期相应的充盈扩张和排空，使血液在主动脉内发生时相性变化。在心室舒张期球囊充气，主动脉内舒张压增高，使冠状动脉血流增加，改善心肌的供血和供氧，在心脏收缩期球囊放气，主动脉内压力下降，减轻左心室后负荷，增加心排量，减少心肌氧耗，据报道iabp可增加心排量17％，增加主动脉内舒张压20％，同时可有效降低左心房压约30％。
iabp目前较多应用于难治性心力衰竭，心源性休克，急性心肌缺血等疾病中，对于心脏指数(ci)<2l/(min*㎡)，平均动脉压<8.0kpa，体循环阻力>2100dgne，左心房压>2.7kpa，尿量<20ml/h，末梢循环差的病人，在积极治疗血流动力学仍不稳定时，可尽早使用iabp辅助治疗，iabp撤离指针为：①ci>2.5l/(min*㎡)，②尿量>1ml/(kg*h)，③血管活性药物用量逐渐减少，而同时血压恢复较好，④呼吸稳定，动脉血气分析，各项指标正常，⑤降低反波频率时，血流动力学参数仍然稳定。iabp的禁忌症可分为绝对禁忌症和相对禁忌症，绝对禁忌症包括：主动脉瓣返流，主动脉夹层和腹主动脉瘤，相对禁忌症则包括存在不可逆的严重周围血管病变，具有出血倾向以及心肌病的终末期。iabp的并发症主要包括出血、血管夹层、栓塞，长期留置可引起下肢缺血甚至导致截肢、感染(包括穿刺部位的感染，导管感染或菌血症)、气囊破裂等，其中下肢缺血为最常见的并发症。
尽管iabp在临床上的应用愈发的广泛以及成熟，但其仍存在局限性。iabp只是以气囊充气的形式间隙增加心脏舒张期的大动脉的血容量，提高舒张压，对提高冠状动脉灌注压有益。但随着气囊的释放和动脉血并未真正意义上的增量和增氧，因而对循环衰竭的辅助作用有限。更为主要是iabp并未直接提高的心脏每搏输出量。不能主动辅助心脏，心排量增加依赖于自身心脏收缩及稳定的心脏节律，对严重的心室功能衰竭以及心律失常治疗效果欠佳。最近也有研究报道，虽然能改善患者短期的血流动力学稳定，但并不能改善急性心肌梗死后心源性休克患者的预后。
三、ecmo
ecmo是体外循环的方式之一，通过体外设备全部或部分替代心肺功能，故又称为ecls(extracorporeallifesupport)，即体外维生系统，ecmo的原理是将体内的静脉血液引出体外，经过特殊材质人工心肺旁路氧合后注入患者动脉或静脉系统起到部分心肺替代作用，维持人体脏器组织氧合，ecmo根据管路回路模式的不同可分为两种，即静脉-动脉体外氧合(va-ecmo模式)和静脉-静脉体外氧合(vv-ecmo模式)。vv-ecmo模式主要用于肺辅助。va-ecmo模式经静脉置管到达右心房引流静脉血，通过动脉置管至主动脉弓(或股动脉)处将排除了co2的氧合血回输动脉系统，在让肺部得到休息的同时也可辅助心脏功能，达到循环支持的作用。通过机械调节静脉回流，降低心脏前负荷，在机器支持下适当使用血管扩张药，可改善微循环灌注，降低心脏后负荷，减少心脏做功的同时增加心排量，改善全身灌注情况，为脏器功能恢复争取时间。
利用ecmo进行循环功能支持常用于药物治疗无效和iabp不适用的顽固性心力衰竭患者。由于ecmo不能纠正原发疾病，故必须严格掌握应用时的适应症和禁忌症，心肺功能可复性是前提。目前循环障碍应用ecmo支持的适应症主要有：心脏手术前改善心功能，人工心脏，等待心脏移植，心脏手术后的心源性休克，急性心肌梗死后心源性休克，肺拴塞，心肺复苏，可恢复的心肌病变，如心肌炎等。禁忌症包括：机械呼吸治疗超过7天为相对禁忌，超过10天为绝对禁忌，因为长时间的机械通气造成肺组织的纤维化和严重的气压伤等不可逆的损伤，已有严重的脏器功能损伤，如脑、肺、肾功能损伤等，长时间的重度休克，预计不能得到很好的疗效。并发症可分为机体并发症和系统并发症两类，机体并发症最为常见的是出血，由于颅内出血最为严重，这可能和长时间应用肝素和凝血因子消耗有关。其他常见机体并发症，还有感染，溶血，肾功能不全等。系统机械并发症则由氧合器氧合不佳，血泵功能异常，膜肺血浆渗透等。
ecmo是针对循环衰竭(泵衰竭)直接的机械辅助装置，目前ecmo是以磁悬浮离心泵作为血流的动力源。能提供恒定的高压、高流量血流，其特征是恒定的直线流。循环衰竭主要应用va-ecmo模式进行辅助。在心脏收缩期，心肌必须克服ecmo所提供的高压力做功。增加了心肌的后负荷。与此同时，收缩期主动脉瓣是呈开放状态，大量的血液返流到左心室内，也增加了心肌的前负荷。在救治泵衰竭的过程中，心肌的前后负荷的增加，意味着心肌的氧耗和做功的增加，心肌得不到充分的休息，这是十分有害的，也是与救治目的相违背的。
综上，急需开发一种实现循环衰竭(泵衰竭)的直接机械辅助，同时避免心脏收缩期增加心肌的后负荷的设备。
技术实现要素：
本发明针对现有技术中缺少心脏泵功能衰竭治疗用的治疗效果好的直接辅助循环设备，旨在提供一种利用人体体表心电图(ecg)信号控制的高流量搏动式电磁血泵，以实现循环衰竭(泵衰竭)的直接机械辅助，同时避免心脏收缩期增加心肌的后负荷。
本发明的高流量搏动式电磁血泵包括：
安装支架，所述安装支架具有支撑面；
至少两个安装在所述支撑面上的磁力推动装置，所述磁力推动装置包括驱动线圈、永磁活塞、双通接头、内囊和磁屏蔽筒；所述驱动线圈呈筒状，内部为泵血腔；所述磁屏蔽筒设于所述驱动线圈外围；所述内囊置于所述泵血腔中并可轴向伸缩；所述永磁活塞设于所述泵血腔中且顶部与所述内囊底部连接；所述双通接头与所述内囊的顶端囊口密封连接并固定在所述驱动线圈顶端，所述双通接头设有流入口和流出口，所述流入口和流出口中设有单向阀；
至少一组联动组件，每两个所述磁力推动装置分为一组，所述联动组件用于联动同组的两个所述磁力推动装置中的永磁活塞交替地往复运动；
处理器，通过设定的节律或根据人体体表心电图信号控制所述驱动线圈的控制电路；以及
心电图电极，用于检测并向所述处理器传递人体的体表心电图信号。
本发明的高流量搏动式电磁血泵可安装在体外辅助循环中，充当左心反搏辅助装置。其中，磁力推动装置作为基本单元，其中的驱动线圈通电后可产生磁场，通过控制驱动线圈的通电方向、电流大小以及通电与否，进而可控制磁场大小或方向的改变，而在磁场和重力的作用下，可驱使所述永磁活塞上下运动，进而连带着所述内囊伸缩进行泵血。另外，所述驱动线圈及其控制电路的设置也可参考专利cn106593891a中螺线导线管及其控制电路的设置。实际工作时，可由所述处理器通过设定的节律或根据体表心电图信号这两种模式进行控制，即在工作时具备设定节律和心电图信号控制两种模式，设定节律控制模式主要用于无血流动力学特征的泵衰竭。而心电图信号控制模式主要用于有血流动力学特征的泵衰竭。
关于心电图信号，本领域技术人员熟知的，一个心动周期依次由p波、pr段、qrs波群、st段、t波和u波等组成。其中p波代表了心房的激动(又称心房的除极)，前半部代表右心房激动，后半部代表左心房的激动；pr段代表激动沿前中后结间束传导到房室结；qrs波群代表了心室的除极，激动时限小于0.11秒；st段表示心室肌全部除极完成，复极尚未开始的一段时间；t波代表了心室的复极，在qrs波主波向上的导联，t波应与qrs主波方向相同；u波目前认为与心室的复极有关。另外，从q波开始到t波结束的时间段又称qt间期，代表了心室从除极到复极的时间，即心脏收缩期。
较佳的，心电图信号控制模式下，即当所述处理器根据所述心电图电极反馈的体表心电图信号控制所述驱动线圈通电进行泵血时，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内控制所述驱动线圈通电，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内进行泵血，完成对机体脏器的灌注，整个qt间期内停止泵血，防止主动脉瓣返流，同时降低心脏收缩时的后负荷。
进一步的，心电图信号控制模式下，再可分为一个心动周期辅助一次(1：1)，二个心动周期辅助一次(2：1)和三个心动周期辅助一次(3：1)三种形式，后二种形式主要用于快速心律失常和撤机时使用。撤机时也可选用逐步调低流量的方式。
较佳的，每组所述联动组件包括一个支点、一条平衡支杆和两条连接推杆，所述支点设于所述支撑面下面并位于两个所述磁力推动装置中间下方，所述平衡支杆的中间点与所述支点铰接，所述平衡支杆两端分别与两条所述连接推杆底端连接，所述连接推杆顶端与所述永磁活塞底端连接。
本发明中，每两个磁力推动装置组成一组通过所述联动组件联动，一个输出另一吸入，所述平衡支杆的作用是平衡永磁活塞的重力，同时由于所述驱动线圈的相位控制，使所述平衡支杆连接的两组驱动力合并后在输出的泵血腔合并输出，达到输出力增大而单个线圈的驱动电流减小，减小发热的效果，成倍数增加整机的功率。
较佳的，所述联动组件还包括一条可伸缩的支点调节杆，所述支点调节杆竖直连接于所述支撑面下面，所述支点设于所述支点调节杆的底端，所述平衡支杆两端与所述连接推杆底端连接的位点可移动调节。
进一步的，所述支点调节杆内可设置螺纹杆，中段可设有调节长度的调节旋钮。调节所述支点调节杆的长度从而控制所述平衡支杆，改变平衡支杆上下摆动幅度，精确控制腔内每搏输出量。
较佳的，所述磁力推动装置数量为四个，分为两组，对应的两组所述联动组件并排设置并通过一条横杆连接，所述横杆的两端作为所述支点与所述平衡支杆的中间点铰接，同时与所述支点调节杆的底端连接。各组均可设置独立的控制系统，两组也可以协动和联动。
本发明中，所述磁屏蔽筒起到屏蔽磁作用，使基本单元间不构成干扰，同时也使得周围设备不受磁干扰。
较佳的，所述磁屏蔽筒与所述驱动线圈之间构成冷却腔，所述冷却腔和所述泵血腔顶部由套设的冷却腔封盖和泵血腔封盖隔离，底部由下托盖密封托住，所述下托盖中设有隔离圈将所述泵血腔和所述冷却腔隔离，所述双通接头置于泵血腔封盖上面，所述泵血腔封盖上设有压紧盖将所述双通接头压紧；所述冷却腔内置冷却液，所述磁屏蔽筒上下部设有冷却液口；所述磁屏蔽筒之间以铜管、冷却片相连，构成组间冷却回路。
较佳的，所述下托盖与所述驱动线圈之间，以及所述泵血腔封盖与所述驱动线圈之间设有密封圈。以此提高所述冷却腔和所述泵血腔之间的密封隔离性能，避免渗漏。
较佳的，所述高流量搏动式电磁血泵还包括温度感应反馈控制系统，包括所述处理器连接的温度传感器、冷却液泵和散热扇，所述温度传感器设于所述驱动线圈外围，所述冷却液泵设于所述冷却回路上，所述散热扇设于所述磁力推动装置一侧。
较佳的，其还包括钣金外壳，所述钣金外壳两侧设有通风孔，所述钣金外壳前面设有与所述驱动线圈的控制电路连接的开关和调节旋钮，所述钣金外壳前面设有用于显示所述磁力推动装置工作状态以及心电图的显示器。
较佳的，所述内囊为低弹力乳胶囊，内壁为光滑的疏水层，外壁设有若干环形增厚圈。
进一步的，所述内囊底部设有不锈钢薄片。所述不锈钢薄片可贴附在所述内囊底部，也可以直接作为内囊的底部与内囊的侧壁密封连接。所述永磁活塞与所述不锈钢薄片吸附连接，以此更加便于所述内囊的安装和更换。
较佳的，所述单向阀为塑料蝶瓣状单向阀。
较佳的，其还包括y形的连接桥，用于将磁力推动装置并联合并，所述连接桥一端为主干接口并设有管口螺纹，所述连接桥另一端为两个分支接口并设有所述套筒螺帽，所述连接桥的转角处和连接部位为平滑的圆弧形；同一所述连接桥的两个所述分支接口与两个流入口连接，或者与两个流出口连接。
本发明的主要有益效果在于：
本发明的高流量搏动式电磁血泵是基于现有的磁力推动装置的改进，将多个磁力推动装置整合并两个一组由所述联动组件联动，可有效减小发热，成倍数增加整机的功率，同时增加流量，工作状况可得到有效的改善，可获得较佳的工作结果；还可以根据体外心电图信号进行控制，可避免在心脏收缩期增加心肌的后负荷。具体体现在但不限于以下几点。
1、本发明的高流量搏动式电磁血泵可安装在体外辅助循环中，充当左心反搏辅助装置，在工作时具备设定节律和心电图信号控制两种模式，设定节律控制主要用于无血流动力学特征的泵衰竭，而心电图信号控制主要用于有血流动力学特征的泵衰竭；尤其是在心电图信号控制模式下，即当所述处理器根据所述心电图电极反馈的体表心电图信号控制所述驱动线圈通电进行泵血时，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内控制所述驱动线圈通电，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内进行泵血，完成对机体脏器的灌注，整个qt间期内停止泵血，防止主动脉瓣返流，同时降低心脏收缩时的后负荷。
2、本发明将两个磁力推动装置分为一组通过同一所述联动组件联动，一个输出另一吸入，所述平衡支杆的作用是平衡永磁活塞的重力，同时由于所述驱动线圈的相位控制，使所述平衡支杆连接的两组驱动力合并后在输出的泵血腔合并输出，达到输出力增大而单个线圈的驱动电流减小，减小发热的效果，成倍数增加整机的功率。另外，所述磁屏蔽筒和所述驱动线圈之间形成冷却腔，可有效地分散所述驱动线圈产生的热量，可进一步改善工作状况。
3、本发明中，所述磁屏蔽筒可起到屏蔽磁作用，使基本单元间不构成干扰，同时也使得周围设备不受磁干扰。
4、本发明中，所述内囊和所述双通接头的组合，以及所述双通接头流入口和流出口配有单向阀，可使得血液的吸入和输出有序进行，避免出现回流情况。而且通过连接桥连接可自由实现组内或组间各流入(出)口的并联，进而实现高流量的搏动式泵送血液。
附图说明
图1为本发明高流量搏动式电磁血泵的整机示意图；
图2为本发明高流量搏动式电磁血泵的内部安装结构示意图；
图3为本发明磁力推动装置的安装示意图；
图4为本发明磁力推动装置与联动组件的结构示意图；
图5为本发明磁力推动装置的爆炸示意图；
图6为本发明内囊和双通接头的示意图；
图7为本发明支点调节杆的示意图；
图8为本发明连接桥的示意图；
图9为本发明左心反搏辅助系统的连接示意图；
图10为本发明左心反搏辅助系统的心电图信号控制的示意图。
附图标记
高流量搏动式电磁血泵01：磁力推动装置1，驱动线圈11，永磁活塞110，双通接头12，流入口121，流出口122，单向瓣膜阀123，内囊13，环形增厚圈131，不锈钢薄片132，磁屏蔽筒14，冷却液口141，冷却腔封盖15，泵血腔封盖16，下托盖17，隔离圈171，压紧盖18，密封圈19；钣金外壳2，通风孔21，总开关22，调节旋钮23，大屏触摸显示屏24；安装支架3；联动组件4，支点调节杆41，调节螺母411，上固定轴413，螺纹杆412，平衡支杆42，连接推杆43，横杆44；盖板5；连接桥6，管口螺纹61，套筒螺帽62；散热扇7；心电图电极8；
膜式氧合器02，加温箱03，氧气源04。
具体实施方式
以下结合具体实施例，对本发明作进一步说明。应理解，以下实施例仅用于说明本发明而非用于限定本发明的范围。
实施例1一种高流量搏动式电磁血泵
图1所示为本发明一较佳实施例的高流量搏动式电磁血泵，其包括四个磁力推动装置1和包覆在外面的钣金外壳2。图2～图4为磁力推动装置1的安装示意图，磁力推动装置1固定在安装支架3的支撑面上并由下面的联动组件4联动工作，上面有盖板5盖住。
图5为单个磁力推动装置1的爆炸示意图，每个磁力推动装置1包括驱动线圈11、双通接头12、内囊13(见图6)、磁屏蔽筒14和永磁活塞110。其中驱动线圈11呈筒状，内部为泵血腔。磁屏蔽筒14与驱动线圈11之间构成冷却腔，冷却腔和泵血腔顶部由套设的冷却腔封盖15和泵血腔封盖16隔离，其中泵血腔封盖16螺接在驱动线圈11顶端，冷却腔封盖15压住泵血腔封盖16，实现双重压紧密封；双通接头12置于泵血腔封盖16上面，并通过螺接的压紧盖18压紧。而冷却腔和泵血腔底部由下托盖17密封托住，下托盖17中设有隔离圈171将泵血腔和冷却腔隔离。较佳的，下托盖17与驱动线圈11之间，以及泵血腔封盖16与驱动线圈11之间设有密封圈19，以此提高冷却腔和泵血腔之间的密封隔离性能，避免渗漏。较佳的，冷却腔内置冷却液，磁屏蔽筒上下部设有冷却液口141；四个磁力推动装置1的磁屏蔽筒14之间以铜管、冷却片相连，构成组间冷却回路。
如图6所示，内囊13为低弹力乳胶囊，内壁为光滑的疏水层以防血细胞附着，外壁设有若干环形增厚圈131能使其有序收缩，底部由不锈钢薄片132密封，顶端囊口与双通接头12密封连为一体。内囊13穿过泵血腔封盖16置于泵血腔中并可轴向伸缩。双通接头12上部设有流入口121和流出口122，流入口121和流出口122中设有单向瓣膜阀123。
永磁活塞110设于泵血腔中且顶端与内囊13底端的不锈钢薄片132吸附连接。驱动线圈11通电后可产生磁场，通过控制驱动线圈11的通电方向、电流大小以及通电与否，进而可控制磁场大小或方向的改变，而在磁场和重力的作用下，可驱使所述永磁活塞上下运动，进而连带着内囊伸缩进行泵血。另外，所述驱动线圈及其控制电路的设置也可参考专利cn106593891a中螺线导线管及其控制电路的设置。
实际工作时，驱动线圈11可由内置的处理器通过设定的节律或根据心电图电极反馈的体表心电图信号进行控制，处理器和心电图电极为现有产品，具体安装可根据实际情况调整；优选的，处理器可紧贴着钣金外壳2前面内部安装，处理器需内置相应的节律控制程序和心电图信号控制程序，而心电图电极需处理器连接并外延用于贴住人体胸前。
联动组件4分为两组，分别驱动同为一组的两个磁力推动装置2。如图4所示，每组联动组件4包括一条可伸缩的支点调节杆41、一条平衡支杆42和两条连接推杆43。支点调节杆41竖直连接于支撑面下面。两组联动组件4的支点调节杆41底端通过横杆44连接，横杆44的两端作为支点位于两个磁力推动装置1中间下方，平衡支杆42的中间点铰接在横杆44的两端，连接推杆43底端铰接在平衡支杆42两端，连接推杆43顶端与永磁活塞110底端连接。较佳的，平衡支杆42两端设有齿状的卡口，连接推杆43通过可松紧的销轴及卡夹结构与平衡支杆42铰接；支点调节杆41如图7所示，其中包括固定轴413，调节螺母411，螺纹杆412，通过调节螺母411可调节整个支点调节杆41的长度的。调节支点调节杆41的长度以及平衡支杆42有效连接长度，从而改变连接推杆43上下摆动的幅度，进而控制泵血腔内每搏输出量。两个磁力推动装置1分为一组通过同一联动组件4联动，一个输出另一吸入，平衡支杆42的作用是平衡永磁活塞的重力，同时由于驱动线圈11的相位控制，使平衡支杆42连接的两组驱动力合并后在输出的泵血腔合并输出，达到输出力增大而单个线圈的驱动电流减小，减小发热的效果，成倍数增加整机的功率。
较佳的，其还包括如图8所示的y形的连接桥6(可配置4个)，用于将磁力推动装置1并联合并。四个连接桥6一端为主干接口并设有管口螺纹61，连接桥6另一端为两个分支接口并设有套筒螺帽62，连接桥6的转角处和连接部位为平滑的圆弧形，最大程度的减少湍流；同一连接桥6的两个分支接口与两个流入口连接，或者与两个流出口连接，自由实现组内或组间各流入(出)口的并联。
较佳的，如图1所示，钣金外壳2两侧设有通风孔21，前面设有总开关22、两个调节旋钮23以及大屏触摸显示屏24。两个调节旋钮23与驱动线圈的控制电路连接，分别独立控制两组磁力推动装置2和联动组件4的工作参数，两组磁力推动装置2可设置独立的控制系统，也可以协动和联动。大屏触摸显示屏24可即时显示各联动组件的压力，流量，工作频率，温度，工作曲线，心电图等信息，也是人机交流的界面。
较佳的，其还包括温度感应反馈控制系统，包括与处理器连接的温度传感器、冷却液泵和散热扇7，温度传感器设于驱动线圈外围，冷却液泵设于冷却回路上，散热扇7设于盖板5一侧(如图2)。
本发明还可内置各类压力、温度、流量感应器，各类数据汇总内置pcu储存记录，可根据给定参数最优匹配各组联动组件的工作频率，电流与电压。
实施例2一种左心反搏辅助系统及其使用过程
图9示出了本发明一较佳实施例的左心反搏辅助系统的连接示意图，其包括依次连接在系统管路上的高流量搏动式电磁血泵01(即实施例1)、膜式氧合器02、加温箱03。
该系统的具体使用过程可按照以下步骤进行：
一、装置准备与预冲
①按图9所示，连接系统管路。
②动静脉端接口(即系统管路的两端接口)接0.1％肝素化生理盐水袋(2000ml)。
③缓慢启动高流量搏动式电磁血泵01，进行排气，预冲，同时管路肝素化，自循环20分钟。
④将氧气管和氧气源04与膜式氧合器02连接，打开气阀，调节流量2-4l/min。
⑤开启加温箱03，温度设定为37℃。
二、并能与装置连接
①病人股动脉穿刺留置16-24f血管导管备用。
②病人颈内静脉或股静脉穿刺留置16-24f血管导管备用。
③装置上的心电图电极8贴于病人胸前区，大屏触摸显示屏24显示心电图。
④装置静脉端口(血液流入口)连接病人身上的静脉留置导管。
⑤缓慢开启装置，血量设定为20-50ml/min，同时开放装置动脉端(血液流出口)，排除部分或全部管路内液体。
⑥停止高流量搏动式电磁血泵01。
⑦装置动脉端(血液流出口)与病人身上的动脉留置导管相连。
⑧设定装置运行模式，辅助比例，血流量，氧流量，血温等诸参数元。
⑨启动装置。
三、运行中管理
①根据实时监测与治疗结果调整诸参数元，同时全身静脉内抗凝。
②根据心电图显示(图10)调整在t波结束与下一个q波开始前时间段内进行泵血，整个qt间期内停止泵血。
③根据血气分析结果调整氧流量。
四、撤机
①停机。
②断开静脉留置导管与装置静脉端口(入血口)连接，静脉导管以0.1％肝素生理盐水封管。
③装置静脉端口(入血口)连接1000毫升生理盐水袋。
④开机。
⑤流速20-50ml/min缓慢运行。
⑥待装置管路里血液全部或大部分进入体内(液体颜色变成淡粉红)。
⑦停机。
⑧断开动脉导管与装置动脉端口(出血口)连接。动脉导管以0.1％肝素生理盐水封管。
⑨移除身上心电图电极，断开氧气源。
⑩移除装置。
五、禁忌症。
主动脉瓣关闭不全，主动脉夹层，主动脉瘤病人禁用本发明装置。
本发明的高流量搏动式电磁血泵是基于现有的磁力推动装置的改进，将多个磁力推动装置整合并两个一组由联动组件联动，可有效减小发热，成倍数增加整机的功率，同时增加流量，工作状况可得到有效的改善，可获得较佳的工作结果；还可以根据体外心电图信号进行控制，可避免在心脏收缩期增加心肌的后负荷。具体体现在但不限于以下几点。
1、本发明的左心反搏辅助系统中，高流量搏动式电磁血泵01充当左心反搏辅助装置，在工作时具备设定节律和心电图信号控制两种模式，设定节律控制可用于无血流动力学特征的泵衰竭，而心电图信号控制可用于有血流动力学特征的泵衰竭；尤其是在心电图信号控制模式下，即当处理器根据所述心电图电极反馈的体表心电图信号控制所述驱动线圈通电进行泵血时，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内控制所述驱动线圈通电，仅在t波结束至下一个q波前的时间段内进行泵血，完成对机体脏器的灌注，整个qt间期内停止泵血，防止主动脉瓣返流，同时降低心脏收缩时的后负荷。
2、本发明将两个磁力推动装置分为一组通过同一联动组件4联动，一个输出另一吸入，平衡支杆42的作用是平衡永磁活塞的重力，同时由于驱动线圈11的相位控制，使平衡支杆42连接的两组驱动力合并后在输出的泵血腔合并输出，达到输出力增大而单个线圈的驱动电流减小，减小发热的效果，成倍数增加整机的功率。磁屏蔽筒14和驱动线圈11之间形成冷却腔，可有效地分散驱动线圈14产生的热量，可进一步改善工作状况。
3、本发明中，磁屏蔽筒14起到屏蔽磁作用，使基本单元间不构成干扰，同时也使得周围设备不受磁干扰。
4、本发明中，所述内囊和所述双通接头的组合，以及所述双通接头流入口和流出口配有单向阀，可使得血液的吸入和输出有序进行，避免出现回流情况。而且通过连接桥连接可自由实现组内或组间各流入(出)口的并联，进而实现高流量的搏动式泵送血液。
以上已对本发明创造的较佳实施例进行了具体说明，但本发明创造并不限于实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明创新的前提下还可作出种种的等同的变型或替换，这些等同的变型或替换均包含在本申请权利要求所限定的范围内。