一种人工全心脏运行设备的制作方法

1.本技术涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种人工全心脏运行设备的内部构造技术。


背景技术：

2.人工心脏，一般指的是用机械手段部分替代，或完全替代人体心脏的泵血机能，人类研究和利用人工心脏的历史开始于20世纪中叶，几十年来，虽已取得一些进展，但基本仍处在探索阶段。随着科技的进步，目前人工机械泵血设备已经有了很多突破性进展，并经历了从搏动泵到轴流泵再到离心泵的发展过程，取得了很大进步，但目前这些人造心脏还是有不少致命问题，如这些设备普遍功能不全，易损坏，不耐用，故障率高或极易损伤血液，造成凝血及血栓等问题。因此，现有技术中人工心脏普遍存在使用安全性较低的问题，特别是完全模拟人体心室收缩和舒张功能的全人工心脏更存在体积过大、不能顺畅运行等实施障碍。基于此背景，本发明旨在解决类似通过舒张原理挤压血液的心室设备的内部不能顺畅运行问题，以使其能够顺畅持久运行。


技术实现要素：

3.本技术实施例提供一种人工全心脏运行设备，以解决人工机械心脏存在使用不顺畅、安全性差的问题，以及心室软囊在收缩和舒张时外壳内的空气不平衡的问题。
4.本技术实施例提供了一种人工全心脏运行设备，所述人工全心脏运行设备包括：外壳、缸体、左心室软囊、右心室软囊、左右心室软囊顶盖、人造血管、进向瓣门、出向瓣门、活塞顶板、曲轴、轴承、连杆、微型电动机；
5.其中：所述左、右两个心室软囊对应安装在所述左右两个缸体上沿，并由左右心室软囊顶盖将其软囊上口压实密封，以使其形成左右两个心室；
6.所述活塞顶板有两个，均位于缸体内部，左右两个活塞顶板的顶部平面分别与左右两个心室软囊底部外表面贴合连接；在所述活塞顶板外沿往下还设置有一圈活塞侧板，所述活塞侧板与缸体四周内壁之间具有距离空间；
7.所述距离空间，可使活塞顶板在向上运行时，通过活塞侧板挤压心室软囊使其折弯不断变换成u型，以快速缩小心室体积，使心室内部形成正压，将心室血液通过岀向瓣门快速压入人造血管；同时，这还可在活塞顶板向下运行时，更顺畅地完成行程，快速舒张已折弯成为u型的心室软囊，并使心室内形成负压，快速将人造血管中的血液通过进向瓣门吸入心室，达到心室的收缩和舒张及血液循环的目的；
8.所述曲轴，由所述轴承固定在缸体下端，曲轴通过所述连杆连接所述左右两个活塞顶板；所述曲轴为两个曲的反向曲轴，这将使左右两个心室软囊在运行时分别呈一上一下运行模式，使左右两个心室软囊下部的空间体积形成左右互补，在整体上始终保持恒定不变；这样，可使人工全心脏运行设备的外壳不用打孔，内部始终处于密封状态，不与壳体外的人体产生任何气动干涉。
9.这是一个模拟心脏心室收缩和舒张(吸收和排出)血液的功能设备。通过微型电动机提供动能，带动活塞推动和拉动心室软囊做上下往复运动，在心室内循环形成正压和负压，再经由本设备顶盖上的人造血管和出向瓣门或进向瓣门，本设备就可以不断排出或吸入血液，实现了血液在人体内的循环。
10.所述外壳封装的两个缸体安装有左右两个心室软囊，将实现人体心脏的两个心室的作用，是作为人工机械心脏吸入血液和排出血液的腔室。
11.所述活塞有两个，每个活塞由活塞顶板、活塞侧板及连杆组成，是实现心室软囊收缩和舒张的传动装置部分。
12.本设备所述缸体内的心室软囊的内空间在增大和缩小时，必然对缸体产生正压和负压，压强会进一步影响阻碍活塞的上下，为消除此障碍。所述两个活塞利用反向曲轴串联起来，以解决缸内压力平衡问题。
13.优选地，将两个活塞串联，是为了保证活塞运动的反向同步性。
14.优选地，所述反向曲轴的两个弯曲的部分是反方向的，和弯曲部分连接的活塞的运动方向也必然相反，通俗一点说，其中一个活塞向上运动，另一个活塞必然向下运动。由此可见，当一侧活塞向下运动拉扯心室软囊，给一侧缸体增加压力时，另一侧的活塞却向上运动挤压心室软囊，给另一侧缸体释放压力，最终让缸体内左右的压力平衡稳定。
15.优选地，所述心室软囊皮的厚度，是指心室软囊内壁至外表面的厚度，为1～5毫米，以使心室软囊具有更强的柔韧性、抗折性、耐久性和更长的使用寿命。
16.优选地，所述活塞顶板外沿及活塞侧板外表面与缸体四周内壁的距离空间，为2～5个心室软囊皮的厚度。即活塞顶板的外径要小于缸体内径，活塞四周与缸体之间的距离应超过心室软囊皮折弯后的厚度。这样设计的目的，是因为活塞在向上推挤心室软囊时，可以让心室软囊四周向下凹陷的同时，不至于和缸体内壁因贴合太紧而产生硬性摩擦，避免因硬性摩擦而造成心室软囊皮的磨损，同时也避免了因摩擦阻碍活塞做功以及设备的易损坏。
17.优选地，所述左右心室软囊顶盖设置有与人体对应的多个人造血管，并且在所述人造血管与心室软囊之间设置有进向瓣门或岀向瓣门。当心室软囊在活塞带动下舒张时，可以在负压的作用下通过进向瓣门把血液吸入心室软囊。优选地，在人体心脏切除时，应预留大部分人体心房，即在其心房最小口处下刀切开，这将利于与本发明人造血管连接，留下的部分心房与人造血管连接后，可充当人体心房储血的功能。
18.优选地，在所述人造血管上还设置有转接头，并在转接头上再延长有一段人造血管，该段人造血管与人体血管对应连接。该转接头的设计目的是为更换人工机械心脏之用，当人工机械心脏达到更换条件时，从转接头处可实现快速拆卸更换，转接头的作用就可以减少手术更换时间，让医务人员可以快速更换人工机械心脏。
19.优选地，上述左右心室软囊顶盖，人造血管，进向瓣门，出向瓣门和转换接头，均应优选与人体相容性材料制作和涂层，如植入人体的医用硅胶等材料。
20.优选地，本发明中优选微型电动机作为活塞做功的动力源，具体连接方式为，心室软囊和活塞粘连，活塞和曲轴连接，所述曲轴两端与轴承连接，轴承与微型电动机相连。
21.优选地，所述曲轴两端的轴承均为单向轴承，并予以一正一反安装。所述单向轴承一端设置有齿轮，有齿轮的一端与微型电动机齿轮啮合，另一端与曲轴连接；其中，在所述
微型电动机的驱动下，所述微型电动机齿轮通过所述轴承齿轮带动所述曲轴转动。
22.优选地，所述齿轮，由两个或多个组成，用以变速。
23.优选地，设备配有两个微型电动机。
24.优选地，设备还包括智能感应芯片，所述智能感应芯片与两个所述微型电动机连接，当一端的微型电动机转动做功时，另一端的微型电动机因与之连接的轴承反装则不会转动而处于待用状态；当正在做功的微型电动机发生故障或倒休时，另一个待用的微型电动机则会在所述智能感应芯片的指示下立即进行转动做功，以保障人工心脏的安全及持久运行。
25.优选地，所述智能感应芯片还与无线充电接收线圈和内置充电电池连接。
26.优选地，所述内置充电电池为所述微型电动机提供电力。
27.优选地，所述内置充电电池的充电方式为非接触式的无线充电方式。
28.优选地，所述内置充电电池、无线充电接收线圈及智能感应芯片，设置在缸体与外壳之间。
29.优选地，将微型电动机、内置充电电池、无线充电接收线圈及智能感应芯片设置在本技术设备内，其目的是不用设置连接体内外的导线及管线，仅使用无线充电方式就可以解决体内人工全心脏运行设备内部的充电电池的动能问题；同时使用智能感应芯片监控本技术设备及人体的运行状态，让本技术设备变得更人性化，小型化，智能化，使用更方便，使人工机械心脏使用者不用再承受因在身体上插满管线所带来的巨大痛苦。
30.优选地，所述内置充电电池在中断充电的情况下有不低于8小时的使用时间，优选为12小时，其有益效果是让使用者暂时脱离体外发送电力装置，可以轻松和正常人一样生活，如游泳、户外运动，不需要携行其他辅助设备，只靠内置电池供电即可。
31.优选地，所述智能感应芯片能监测到微型电动机的运行状态，并能将该运行状态信息通过无线信号适时传输到体外监测显示屏上。
32.可选地，智能感应芯片包括内置智能感应芯片和外置接收信号智能芯片。内置智能感应芯片可以监测包括但不限于内置电池的电量、活塞运动的频率、心室软囊内的压力以及正在运转的微型电动机工作状态及编号，并能智能指令两个微型发动机变换交替工作。内置智能感应芯片还需要适时将信号传输到外置接收信号智能芯片上，并在体外监测显示屏上显现出来，以提醒使用者注意充电或能及时安全到达医院去排除故障。
33.优选地，在人体外部还对应设置有一件背心或腰带，在背心或腰带上仍设置有发送电力的线圈、外置充电电池、智能感应芯片及预警显示器。这是本技术较优选的方案，也是为了保证人工全心脏运行设备及整个人工机械心脏的小型化。
34.优选地，背心和腰带类似携行装备穿戴方便，并应让人体内的电子设备和人体外的电子设备对应，以使双方更靠近，以可更有效传输感应信号，更近距离给体内电池进行无线充电和更有效地传递内外感应信息。
35.优选地，因内置充电电池和内置感应芯片的存在，使用者在需要时可以暂时脱离体外携行装备，如睡觉、游泳等完全不受脱离装备的影响。
36.需要说明的是，人工全心脏运行设备内部的智能感应芯片是信息控制单元处理器，它将内置智能芯片及传感器，感应到的内置充电电池的电量、微型发动机的转速情况以及心室软囊的内空间压力信号和人体运动的快慢状况及肺的呼吸快慢状况做分析处理，可
随时指示调节电机及曲轴转速的快慢，如从每分钟60转调整到70转
……
80转
……
120转不等，以适应人体的供血量需求。
37.优选地，内置感应智能芯片可以自动监测、分析及智能化处理人工全心脏运行设备的工作。当智能芯片传感器监测到人体肺部及人体运动的快慢，可结合智能芯片中预存的使用者的体重、性别、血压、体脂等数据推算出应该供给的血液量后，智能芯片就会适时指令微型电动机改变转速，从而改变心室软囊的运行频率，改变血液在人体内的循环速度。
38.优选地，所述智能感应芯片根据性别、体重及身体对供血需求的不同予以设置微型电动机不同的初始转速，并可感应使用者身体运动的快慢而调整转速：
39.如50公斤的成年女性或60公斤的成年男性，静态时以心脏每分钟跳动60次，并以心脏每分钟泵血75毫升计算，一分钟时间约有4500毫升的血液被泵出心脏，送往人体各部位。微型发动机带动活塞每分钟运动的次数即为60次。当然不同体重的个体，其心脏每分钟的泵血量是不一样的，体重越大，心脏每分钟的输血量越多，而这些都可以在使用者进行手术前予以设置。如将曲轴转速根据男女及体重的不同(或根据使用者之前健康时，其心脏在静态时和动态时每分钟的供血量进行参考)来设置初始转速，50公斤以下的成年女性和60公斤以下的成年男性，其每分钟的初始转速为60次。往上每增加一公斤体重，则增加转速一转，即女性80公斤、男性90公斤时，曲轴转速为每分钟90转，这是为术前不同体重的男女设置的初始转速；在设备安装使用后，也是他们在静态时的转速(即心跳速度)。注：本技术设备设计的每次泵血量为75毫升。当内置智能感应芯片及传感器感应到其肺部呼吸加速或人身体运动时，并根据其加快的频率和运动快慢指示电机转速加快(即从初始时的60次逐渐增加最高可达120次；
……
初始时90次的，逐渐增加最高可达150次)或减慢转速(即从最高120次或150的，逐渐降低至60次或90次)，从而以达到模拟人体心脏运行的规律及目的。同时，一个型号规格的产品，还解决了不同体重男女患者的适配问题，使本技术更符合人体及人性需求。
40.本技术的有益效果：
41.1、在活塞与缸体内壁之间留有距离空间，使该距离空间足以容纳心室软囊的折弯厚度，从而不会让心室软囊和缸体内壁产生摩擦，增加了心室软囊的使用寿命，杜绝了因摩擦而发生事故的概率，并使其能够更顺畅地运行。
42.2、将曲轴的曲弯采用反向设计，解决了人工机械心脏缸体内部活塞在做功时产生的压力平衡问题，即当反向曲轴通过连杆带动左右活塞做一正一反运动时，一边活塞上升，另一边活塞就下降；这样设计的目的保持了缸体内活塞下部空间的体积总量恒定不变，不用在外壳上设置排气和吸气孔，使本技术完全予以密封，不与人体胸腔及内脏发生任何气动干涉，更具有安全性。
43.3、本技术在人造血管上设置有转接头，该转接头的设计目的可更方便、快捷更换人工机械心脏，减少手术时间，更有效地保障了病人生命安全。
44.4、本技术在曲轴两端设置了单向轴承，优良地解决了左右两个微型电动机一个做功，另一个备用倒休的问题，使本技术更具有了安全性及耐久性。
45.5、本技术的智能感应芯片根据男女及体重的不同，设计出了不同的初始速度，使本技术即使只有一个规格的产品，也可以适合所有患者，更符合了人体及人性需求。
46.6、本技术采用的设计思路及运行原理，使其外型尺寸做到了与人体心脏尺寸一样
大小，并使其运行模式也做到了与人体心脏一样的脉动及运行效果；这是及其难能可贵和绝无仅有的重大创造。
47.本技术的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得通俗，或通过本技术的实践更方便予以了解。
附图说明
48.本技术的上述和/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：
49.图1人工全心脏运行设备运行至顶(底)示意图；
50.图2人工全心脏运行设备运行中示意图；
51.图3人工全心脏运行设备运行至底(顶)示意图；
52.图4人工全心脏运行设备与顶盖示意图；
53.图5外壳与心室软囊顶盖示意图；
54.图6人工全心脏运行设备活塞与曲轴示意图a；
55.图7人工全心脏运行设备活塞与曲轴示意图b；
56.图8人工全心脏运行设备心室软囊常态示意图；
57.图9人工全心脏运行设备心室软囊示意图a；
58.图10人工全心脏运行设备心室软囊示意图b；
59.图11人工全心脏运行设备微型电动机及齿轮示意图；
60.图12人工全心脏运行设备心室软囊顶盖示意图；
61.图13人工全心脏运行设备剖立面示意图；
62.图14人工全心脏运行设备外置背心示意图。
63.附图标记说明：
64.1外壳
65.2微型电动机
66.3微型电动机齿轮
67.4轴承齿轮
68.5曲轴
69.6连杆
70.7活塞侧板
71.7-a活塞顶板
72.8缸体
73.9-a右心室软囊
74.9-b左心室软囊
75.10-a右心室
76.10-b左心室
77.11上下腔总静脉血管
78.12左右肺总动脉血管
79.13左右肺总静脉血管
80.14总动脉血管
81.15进向瓣门
82.16出向瓣门
83.17血管转接头
84.18右心室活塞侧板与缸体的距离空间
85.19左心室活塞侧板与缸体的距离空间
86.20心室软囊被活塞顶板推进即形成u型
87.21外壳接头
88.22左右心室软囊顶盖
89.23无线充电接收线圈及智能感应芯片
90.24内置充电电池
91.25无线发送电源电路板
92.26智能感应芯片及控制器
93.27外置监测预警指示灯
94.28外置充电电池
95.29单向轴承
96.30正常双向轴承
具体实施方式
97.下面将详细描述本技术的实施例，所述实施例的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施例是示例性的，仅用于解释本技术，而不能理解为对本技术的限制。基于本技术中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本技术保护的范围。
98.本技术的说明书和权利要求书中的术语“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，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。此外，说明书以及权利要求中“和/或”表示所连接对象的至少其中之一，字符“/”，一般表示前后关联对象是一种“或”的关系。
99.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”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”、“轴向”、“径向”、“周向”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设备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。
100.在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”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，可以具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
101.参见图1至图14，本技术实施例提供的人工全心脏运行设备。所述人工全心脏运行
设备包括外壳1、微型电动机2、微型电动机齿轮3、轴承齿轮4、曲轴5、连杆6、活塞侧板7、活塞顶板7-a、缸体8、右心室软囊9-a、左心室软囊9-b、右心室10-a、左心室10-b、上下腔总静脉血管11、左右肺总动脉血管12、左右肺总静脉血管13、总动脉血管14(人造血管包括上下腔总静脉血管11、左右肺总动脉血管12、左右肺总静脉血管13和总动脉血管14)、进向瓣门15、出向瓣门16、血管转接头17、右心室活塞侧板与缸体的距离空间18、左心室活塞侧板与缸体的距离空间19、心室软囊被活塞顶板推进即形成u型20、外壳接头21、左右心室软囊顶盖22、无线充电接收线圈及智能感应芯片23、内置充电电池24、无线发送电源电路板25(也可称为发送电力的线圈)、智能感应芯片及控制器26、外置监测预警指示灯27(也可称为预警显示器)、外置充电电池28、单向轴承29、正常双向轴承30。
102.参见图1至图3，此图组示例了人工全心脏运行设备的运动流程：需要说明的是，右心室软囊9-a被活塞拉扯舒张开的内空间即为右心室，左心室软囊9-b被活塞拉扯舒张开的内空间即为左心室。
103.图1所示为人工全心脏运行设备运行至顶(底)示意图，从图中可以看到在外壳1内并列设置了左右两个缸体(所述左右两个缸体8包括左侧缸体和右侧缸体)，左右两个缸体内部各有一活塞(活塞包括活塞顶板和设于活塞顶板外沿的活塞侧板)推动左、右两个心室软囊(左心室软囊9-b和右心室软囊9-a简称为左、右两个心室软囊)做功。其中，左侧缸体内的右心室软囊9-a底部和活塞顶板7-a(参见图1、图6)连接在一起，由活塞牵引运行至缸体8内的下端，于是在活塞顶部软囊内形成了中空，此中空位置即为右心室10-a，此时，左侧缸体内活塞下端和缸体8之间已经基本没有了空间。
104.继续参见图1、图6，右侧缸体内的左心室软囊9-b和活塞顶板7-b连接在一起，左心室软囊9-b同时被活塞推进运行至缸体8内的上端，左心室软囊9-b被折弯成u型，左心室软囊9-b的内空间被压缩，即左心室10-b被压缩，因总动脉血管14通过出向瓣门16与左心室连通，所以血液通过出向瓣门16被泵出并送到总动脉血管14，并在右侧缸体内活塞下面形成了最大的空间。
105.图2为人工全心脏运行设备运行中示意图，右心室软囊9-a在缸体8内向上运行一部分的距离，同样的，左心室软囊9-b在缸体8内向下运行了一部分距离。进一步说明了，虽然左右两个缸体下部体积都有变化，但左右两个缸体空间体积总和都不会变化，始终保持恒定。
106.图3为人工全心脏运行设备运行至底(顶)示意图，其中，右心室软囊9-a由活塞推进运行至缸体8内的上端，因人体左右肺总动脉血管12通过出向瓣门16和右心室连通，所以右心室内的血液通过出向瓣门16被泵出送到人体左右肺总动脉血管12，并在左侧缸体内活塞下面形成了最大空间。同时左心室软囊9-b被活塞牵引运行至缸体8内的下端，左心室软囊9-b内部空间扩张，此扩张后的空间位置即为左心室10-b，并同时吸进左右肺总静脉血管13中的血液。此时，右侧缸体内活塞下端已经基本没有了空间。
107.参见图1至图3，还可以看到，左右两个缸体下面是互通的，左右两个缸体内的活塞通过连杆6串联在同一根反向曲轴上，即左侧缸体内的活塞向下拉扯舒张右心室软囊9-a时，会在左侧活塞下面形成正压，而同时右侧缸体内的活塞却会反方向向上压缩左心室软囊9-b，又会在右侧活塞下面形成负压。通俗一点说明，即一个缸体的活塞下面空间被逐步压缩时，则另一个缸体的活塞下面空间一定是被逐步扩大，两个缸体之间通过交换空间，实
现了压力平衡。
108.依照本实施例技术，人工机械心脏完全可以封闭封装，不需要在底部打孔排气，实现了不与壳体外的人体产生任何气动干涉。
109.参见图4，为本技术人工全心脏运行设备与顶盖示意图。该设备分内外两部分，内部包含两个微型电动机2、两个微型电动机齿轮3、两个轴承齿轮4、曲轴5、连杆6、两个活塞侧板7、两个活塞顶板7-a、缸体8、右心室软囊9-a、左心室软囊9-b、右心室10-a、左心室10-b，无线充电接收电圈及智能感应芯片23，内置充电电池24，该部分设备封闭安装在外壳1内。
110.而外部的主要设备集中设置在设备的顶盖(指左右心室软囊顶盖)上，外部的主要设备包含有上下腔总静脉血管11、左右肺总动脉血管12、左右肺总静脉血管13、总动脉血管14、进向瓣门15、出向瓣门16、血管转接头17。
111.所述人工全心脏运行设备还包括智能感应芯片、无线充电接收线圈和内置充电电池，智能感应芯片分别与无线充电接收线圈和内置充电电池24电连接，无线充电接收线圈(图中无线充电接收线圈和智能感应芯片集成在一处，无线充电接收线圈及智能感应芯片23应理解为无线充电接收线圈和智能感应芯片)用于给内置充电电池24充电，内置充电电池24与微型电动机2电连接，内置充电电池24用于给微型电动机2供电。微型电动机2与微型电动机齿轮3固定连接，微型电动机齿轮3和轴承齿轮4啮合，轴承齿轮4通过单向轴承29与曲轴5的两个端部固定连接。在微型电动机2的驱动下，通过曲轴5带动右心室软囊9-a和左心室软囊9-b的体积朝相反方向变化，且右心室软囊9-a和左心室软囊9-b的体积变化量相等，从而解决了本技术设备的压力平衡问题。
112.参见图4、图6，左侧缸体内的右心室软囊9-a是在缸体8的内部，并和活塞顶板7-a粘连贴合接在一起，由活塞推动做上下运动。在活塞侧板7和缸体8之间有空间距离，该距离的宽度应超过右心室软囊9-a折叠为u型后的厚度。同理，右侧缸体内的左心室软囊和活塞以及活塞侧板的构造一样。
113.本技术设备的动力源是微型电动机2，微型电动机2带动微型电动机齿轮3，微型电动机齿轮3传动轴承齿轮4，轴承齿轮4带动单向轴承29转动，单向轴承29再带动曲轴5，曲轴5的弯曲部分转动时，带动活塞连杆6上下运动，连杆6又和活塞底部相连，整套联动装置最终将微型电动机的做功传动到了活塞顶部，推动活塞顶部的心室软囊舒张和收缩，产生负压和正压的效果，以实现吸入和压出血液的功能，即模拟了人体心脏心室收缩和扩张挤压血液的功能。
114.需要说明的是，上述提到的单向轴承29，动力只能使它朝一个方向转动，朝相反方向则会打滑不会转动。所以，当曲轴一端的轴承转动时，另一端的轴承则不会转动，只有曲轴在转动，更不会带动另一端的轴承齿轮转，即不会联动另一台备用微型电动机，实现了一台微型电动机工作，另一台微型电动机待机备用的目的。
115.特别提示，上述曲轴为反向曲轴，即曲轴两个连接活塞连杆的部分呈反方向对称弯曲，所以，当曲轴转动时，曲轴弯曲的部分带动两根连杆推动活塞的运动方向是相反的。即左侧缸体内的活塞如果向上运动，则右侧缸体内的活塞必然向下运动。
116.还需要说明的是，在缸体下端只是左右两侧与微型电动机齿轮连接的轴承才是单向轴承，并且左右两端反向安装，其他均为正常双向轴承，如轴承30。
117.继续参见图4，在顶盖上，设置包含一组人工主血管(也可以称为人造血管)，其中左侧右心室顶盖上面的两根主血管为上下腔总静脉血管11、左右肺总动脉血管12；在右侧左心室顶盖上面的两个主血管为左右肺总静脉血管13、总动脉血管14。并所有从血管通向心室的瓣门为进向瓣门15，所有自心室通向血管的瓣门为出向瓣门16。
118.下面陈述心室软囊装置的工作原理，参见图1、图2、图3、图4，以右心室的工作为例：当左侧缸体内的活塞向下运行，会向下拉扯舒张右心室软囊9-a，即扩大了右心室10-a，右心室10-a在扩大的过程中，会在其内空间形成负压，负压会通过进向瓣门15将上下腔总静脉血管11内的血液吸入右心室10a内，形成了人体血液循环的第一行程，即静脉血液从人体到心脏的过程。当左侧缸体内同一活塞向上运行，会压缩右心室软囊9-a，即压缩了右心室10-a，右心室10-a在被压缩的过程中，会在其内空间形成正压，正压会通过出向瓣门16将右心室10-a内的血液挤压进左右肺总动脉血管12里，进一步流进肺部，这就完成了人体血液循环的第二行程，即静脉血液从心脏到肺部的过程。相同的原理，右侧缸体内的活塞在往下运行时，会拉扯舒张左心室软囊9-b，即扩大了左心室10-b，在左心室10-b的内空间形成负压，负压会通过进向瓣门将左右肺总静脉血管13内的血液吸入左心室10-b内，形成了人体血液循环的第三行程，即肺部新鲜的血液流向心脏。当右侧缸体内同一活塞向上运行，会压缩左心室10-b的内空间，在左心室10-b内部形成正压，正压会将左心室10-b内的血液挤压进总动脉血管14，从而完成了人体血液循环的第四行程，即新鲜血液从心脏到人体的过程。
119.还需要说明，在生产制定时，心室软囊应为柔软、高耐磨、抗折叠、不起皱纹产品，并所有与血液接触的部件表面，都应采用不沾水材料和生物相容材料制作或进行涂层，以防止血液在其表面粘附及生长血栓。
120.参见图5，为人工全心脏运行设备外壳与心室软囊顶盖示意图，如图所示，在顶盖上端，各主血管靠近顶盖的地方有血管转接头17，血管转接头17的作用是可以快速拆卸本技术设备，减少手术时间。左右心室软囊的上部边沿是用顶盖压住予以密封。在外壳和底盖的连接处设置有外壳接头21，通过拆卸该接头，可以打开底盖，从而方便安装及检视缸体内部活塞、轴承等部件。
121.参见图6，为人工全心脏运行设备活塞与曲轴a示意图，图示清晰地表明了曲轴两端的轴承为单向轴承29，而中间的轴承则为双向轴承30，同时还可以看到两个连接活塞连杆的弯曲部分呈反方向对称设置，当左侧曲轴向下呈凹陷状态时，连杆连接的左侧活塞将把右心室软囊9-a拉至最底端。同时，右侧曲轴必然呈向上凸起状态，这时，连杆连接的右侧活塞将把左心室软囊9-b推至最顶端。
122.参见图7，为人工全心脏运行设备活塞与曲轴b示意图，为图6的反向做功。
123.参见图8，为人工全心脏运行设备心室软囊常态示意图，右心室软囊9-a和左心室软囊9-b都是软性材料，可以被反复折叠，其常态为凹型状。
124.参见图9，图10，为人工全心脏运行设备心室软囊运行示意图，当左侧缸体内的活塞向上运行时，会将右心室软囊9-a的中心部分面积向上顶起，形成外凸状，但右心室软囊9-a侧面靠缸体的部分面积则被活塞顶板推进挤压以形成u型20，说明右心室软囊9-a的部分面积在活塞侧板和缸体之间折弯，折弯的宽度至少大于两个右心室软囊9-a的厚度，此设计的目的是减少折叠面之间的摩擦。同样的原理，右侧缸体内的左心室软囊9-b在被右侧缸
体内的活塞顶起后，其边沿部分也需要在活塞侧板和右侧缸体之间折弯成u型，该折弯空间的宽度至少大于两个左心室软囊9-b的厚度。
125.参见图11，为人工全心脏运行设备微型电动机及齿轮示意图，其微型电动机2转动做功，把产生的动能通过微型电动机齿轮3传出，具体做功方式不在此赘述。
126.参见图12，为人工全心脏运行设备心室软囊顶盖示意图，顶盖集成的人造主血管转接头以及控制血液流向的瓣门，其功能在前述已经阐释清楚，在此也不再赘述。
127.参见图13，为人工全心脏运行设备剖立面示意图，包括曲轴5和连杆的连接方式，可以看到活塞侧板7和缸体内壁的距离空间大于折弯后两个心室软囊皮的厚度。本图中还可以看到外壳和缸体之间的空隙处设置有无线充电接收线圈及智能感应芯片23和内置充电电池24。内置充电电池24和智能感应芯片内置于本技术设备内部，隔绝了这些电子元器件和人体的接触，有效保护了人体器官免受电子元器件的物理和化学伤害，也让电子元器件免受体液的侵蚀。同时，将无线充电接收线圈及智能感应芯片23和内置充电电池24设置在人体内部，可使本发明在安装后与体外不留下连接线路，更方便使用者工作、生活，也更符合人性需求。
128.参见图14，为人工全心脏运行设备外置背心示意图，由图示可以发现：无线发送电源电路板25、智能感应芯片及控制器26、外置监测预警指示灯27、外置充电电池28都装载在背心靠胸口的位置。外置背心只是一种设备携行装置，但它轻便且穿戴贴身，可以长期和人体内部的人工机械心脏保持稳定的联系，保持持续给内置电池充电，并适时监控电子信号。电子元器件设置在胸口位置，是为了缩短体内外的电子件感应距离，提升工作效率。
129.智能感应芯片及控制器26和外置监测预警指示灯27均与外置充电电池28电连接，外置充电电池28还与无线发送电源电路板25电连接，用于给无线发送电源电路板25充电。无线发送电源电路板25与无线充电接收线圈及智能感应芯片23无线连接，无线发送电源电路板25用于给无线充电接收线圈及智能感应芯片23供电。
130.需要说明的是，无线充电接收线圈及智能感应芯片23是监测和处理人工全心脏运行设备的处理器，可以在脱离体外携行装备的情况下独立工作一段时间。
131.需要说明的是，本技术所示图例只是为了方便理解，在实际制造及使用中，图例中的各部件位置、形状以及尺寸大小和比例等，在制造时还应根据实际需要进行调整；例如(但并不限于)主血管的粗细及其排列位置，进向瓣门和出向瓣门的形状、大小及其位置，心房、心室和心室软囊大小及其位置比例等。
132.以上所述的是本发明的优选实施方式，应当指出对于本技术领域的普通人员来说，在不脱离本发明所述的原理前提下还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也在本发明的保护范围内。