CN106560219A

CN106560219A - 一种可内置的全人工心脏

Info

Publication number: CN106560219A
Application number: CN201610055675.5A
Authority: CN
Inventors: 毛国勇; 黄晓强; 刘俊杰; 曲绍兴
Original assignee: Zhejiang University ZJU
Current assignee: Zhejiang University ZJU
Priority date: 2015-12-02
Filing date: 2016-01-27
Publication date: 2017-04-12

Abstract

本发明提供一种可内置全人工心脏，包括固定单元、控能单元、动力单元和流向控制单元，其中动力单元为由交变电压驱动的柔性蠕动泵。固定单元为刚性结构用于固定控能单元、各个动力单元和流向控制单元。流向控制单元内含有流向控制单元门用以控制流体的流向。控能单元输出可变频率和波形的交变电压控制动力单元，满足人体各种不同需求。本发明经过简单改造还可用作辅助人工心脏。本发明借助驱动薄膜材料省去了繁杂的机械结构，极大的降低了人工心脏的能耗，使全人工心脏得以完全内置，降低了使用和维护成本。同时大大的降低了人工心脏工作时的噪音，提高了人工心脏的舒适性。另一方面独特的结构设计对部分传统心血管疾病有一定的辅助治疗作用。

Description

一种可内置的全人工心脏

技术领域

本发明涉及生物医学工程领域，具体涉及一种交变电压驱动的囊状介电高弹体薄膜制作的可内置的全人工心脏。

背景技术

人类死因以心脏病居首位。心脏疾病的治疗非常困难，当前除心脏移植以外难以有根治心脏病的治疗方法。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血液循环时，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。部分替代人体心脏功能的称为辅助人工心脏，全部替代人体心脏功能的称为全人工心脏。辅助人工心脏只能够分别替代一个心房或一个心室。在心脏功能完全衰竭的情况下只能通过移植全人工心脏来拯救患者。

传统的人工心脏均采用机械结构驱动，复杂的机械结构（例如电机、齿轮传动机构、弹簧、铰链、螺钉、螺栓等）无法避免地需要使用电机作为驱动器，不仅体积大，易产生机械疲劳，而且能耗高，需要外部持续的能量供给，同时电机本身能耗高、驱动时噪音大，用户使用时舒适性很差。另一方面人工心脏对安全性、可靠性要求非常高，而传统人工心脏的机械结构往往由于使用年限的问题，故障率逐年升高，增加了使用的风险以及术后的维护保养费用。

大多数传统的全人工心脏都采用外置或者部分外置的方式，外置的人工心脏或其部件无法避免的会对人的生活造成很大的影响。并且外置的人工心脏对手术者的技术要求较高，手术风险较大。例如装置在穿过皮肤的耦连区域容易出现局部感染，进而导致相关的并发症诸如上行感染、皮肤溃疡等。并且，传统的全人工心脏为一体化结构，当某一部分（例如某个心房或心室）损坏后就必须更换整个全人工心脏，不仅成本高，而且移植时危险系数也高。

因此，目前急需一种低能耗、低噪音、高经济性、高可靠性可完全内置的全人工心脏。

发明内容

针对现有技术的不足，本发明所要解决的技术问题是提供一种可内置的全人工心脏。

本发明针对传统人工心脏机械结构复杂，高体积占用，高能耗，高噪音等问题，使用智能软材料作为驱动器及人工心脏本身，大大简化了结构，降低了能耗、噪音与占用体积。由于去除了复杂的机械结构（例如电机，齿轮传动机构、弹簧、铰链、螺钉、螺栓等），解决了传统人工心脏的生物相容性问题。全人工心脏采用了4个动力单元，通过固定单元以并联和串联两种形式的组合连接成整体，满足结构紧凑的要求，便于与身体的血管（例如肺动脉，静脉等）相连。结合控能单元的特定控制模式下，4路电压输出，每一路采用一定波形、频率的电压控制，4路协同工作，完成全人工心脏的所有功能。此外，单个动力单元也可以在控能单元作用下独立完成心房或者心室的工作，因而简化版的全人工心脏可用作辅助人工心脏。

本发明采用的技术方案如下：

本发明提出一种可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的全人工心脏可放置于生物体的体内，所述的全人工心脏包括固定单元、控能单元、4个动力单元和至少4个流向控制单元，其中：

所述动力单元是由交变电压驱动的囊状介电高弹体薄膜，所述的动力单元可分别单独用作心房或心室；所述的动力单元中的两个动力单元通过第一流向控制单元相连接构成右心房与右心室，并通过第二流向控制单元与肺动脉相连接；另外两个动力单元通过第三流向控制单元相连接构成左心房与左心室，并通过第四流向控制单元与主动脉相连接；

固定单元用于固定控能单元、各个动力单元和流向控制单元；

所述控能单元给所述的流向控制单元、动力单元提供能量，所述的控能单元输出交变电压用于控制每个动力单元独立运行以产生循环动力，所述交变电压的频率与生物体的心跳频率对应。

进一步地，所述的控能单元内含有传感器，可以监测心脏内的血液流量和血液中的含氧量，当血液中的流量或者含氧量急剧减小时，低于控能单元中的程序中的预设值，通过负反馈装置，控能单元应能迅速做出反应改变输出波形，控制动力单元，增加单位时间内的血液供应，而一旦血氧含量超过正常值时，控能单元则发出信号降低血液供应，减少血液中的氧气含量，以免造成人体器官损伤。同时在日常生活中，控能单元能监测人体中的血氧情况，可以监测全人工心脏的工作状态，保证全人工心脏的正常运行，一旦全人工心脏出现工作性能下降或者工作异常可以及时通知患者并更换全人工心脏受损部件，保证患者健康。

进一步地，所述的全人工心脏还包括外部背包，所述外部背包用于对所述的全人工心脏供能、通信、监测与控制。

本发明所述的每个动力单元在控能单元的调控下可以单独完成心房或心室的功能，可以分别单独用作左心房、左心室、右心房、右心室，在全人工心脏的工作过程中，单独的某个心房或心室出现故障，可以单独更换。同时动力单元可被独立控制，四个动力单元在统一的控能单元的协同控制下完成全人工心脏的工作。除此之外，采用独立控制模式（分布式控制模式），可以有效提高全人工心脏的工作稳定性，例如某一单元的驱动能力达不到正常要求的时候，其他单元可短时提高功率完成全人工心脏功能，为后期更换提供一定的缓冲时间。这个一点是传统采用机械结构的全人工心脏不具有的，例如CN201010158310.8采用单一的外置驱动单元，一旦失效给于救援的时间非常短，人脑供血不足，几分钟后便出现脑死亡。

所述的固定单元用于固定控能单元、各个动力单元和流向控制单元，通常为高模量的材料，例如金属、高模量塑料、高模量的橡胶，一般而言，高模量是指材料的拉伸模量，大小应为10MP以上。高模量应足以保护结构在动力单元工作时不产生大的功能失效行为，例如结构失稳导致人工心脏产生大的非对称变形从而导致结构破裂，用以支撑动力单元。固定单元的结构可以为框架结构或者为壳体结构，将动力单元包裹在内，对动力单元起到支撑作用，使其在变形过程中结构相对稳定。采用框架结构，可以减少动力单元的材料消耗。作为优选，固定单元的材料为医用金属材料，更优选的，可选择钛合金。

所述交变电压的频率基本覆盖大多数生物体（鸟类，哺乳类、爬行类、鱼类）的心跳频率范围，可以为3～500/min。所述交变电压还可以被调制成特定的波形、频率和幅值大小，波形表达式可以表述为：

(k = 1,2,3,······)，其中为常数，k为波数与频率f存在以下关系，l为半波长，a_k，b _k为系数并决定波形的振幅，t为时间，根据需要，可以调节以上参数的数值，从而产生需要的波形以及幅值。特别的，波形可以选正弦波、方波、和三角波中的任意一种或任意多种，用以满足全人工心脏各种情景模式下的需求，例如人体睡眠时的心脏运动趋于缓慢，而当人体激烈运动时，心脏运动明显加快，此时应当增大波数k的值，提高单位时间内的供血能力，此时全人工心脏应当满足不同的驱动要求自动调整控制模式。

所述的动力单元中的两个动力单元通过第一流向控制单元相连接构成右心房与右心室，并通过第二流向控制单元与肺动脉相连接；另外两个动力单元通过第三流向控制单元相连接构成左心房与左心室，并通过第四流向控制单元与主动脉相连接。通过这样的连接使血液先从右心房流向右心室再流向肺动脉、肺静脉最后到达左心房，完成肺循环；再使血液从左心房流向左心室再流向主动脉、体静脉最后到达右心房，完成体循环。

所述的全人工心脏采用了4个动力单元，并被分为两组，每组内通过含有流向控制单元的连接单元串联起来，同时两组通过固定单元并联，满足结构紧凑的要求，也便于和身体的血管（例如肺动脉，静脉等）相连。最后在控能单元的专用控制模式调控下，完成全人工心脏的所有功能。

所述的全人工心脏通过将智能软材料和囊状结构结合，加以特定的连接方式使得整体的体积小型化，满足完全内置的需求。完全内置，便于人体活动，同时减少人体手术时的风险，以及手术后的维护以及使用费用。例如传统的分体式全人工心脏, 例如CN201010158310.8）采用动力单元外置的形式，全人工心脏不可避免地需要穿过皮肤，从而使得皮肤开口处暴露在空气中，造成感染风险，同时外部动力单元使病人的正常活动非常不便，容易遭遇意外导致外部动力单元非人为的损坏。

所述的动力单元由两端开口的囊状结构构成，所述的囊状结构为双开口的短粗空腔结构，例如双开口的短管。囊状结构的大小应当依据使用场合来决定大致在1mm³～1m³，例如针对不同年龄的人体，对于成年人囊状结构的大小应在5×5×5cm³左右，而对于10岁左右的未成年人几何尺寸应该在3×3×3cm³。当然实际尺寸应当根据个体差异而适当修改。囊状结构的囊体可以是薄膜结构，薄膜的厚度应在0.05mm～0.5m内，具体值应根据采用的材料和所使用的对象来确定。囊状结构可采用智能软材料构成，例如介电高弹体材料、形状记忆高分子材料、液晶弹胶体等，可利用其本身的本征应变产生驱动力，推动囊状结构内的液体流动。所述的智能软材料是指在外加激励(不包含力场)，例如电场、磁场、热场、光场、电磁场等作用下，产生的形状变化的特殊材料，力学上表现为刚度和模量很小，可承受较大的变形，其自由形变可恢复；所述的本征应变是指材料在外加激励，例如电场、磁场、热场、光场、电磁场等作用下产生的形变，这种形变不需要依赖外界的力载荷，也即这种形变是材料自身产生的，例如由于温度变化产生的热胀冷缩。动力单元在内部流体压强的作用下产生变形，当动力单元受到外加激励之后(例如介电高弹体在高压激励下)，由于本征应变的作用，所述的智能软材料在宏观上表现为变软，此时在内部流体压力的作用下，所述动力单元进一步膨胀，外部流体流入动力单元内，当外加激励撤去之后，所述动力单元收缩，从而使动力单元内的流体流出。

作为优选，所述的动力单元之间可以用含有流向控制单元的连接单元相互连接，所述连接单元可采用柔性圆管或钢性圆管，作为优选，可采用柔性圆管，所述柔性圆管的材料可采用聚四氟乙烯，涤纶，聚氨酯，作为优选，可采用聚氨酯。作为优选，所述柔性圆管的材料也可以是的弹性模量小于10MP的柔性材料。

进一步的，所述流向控制单元内置有控制流向的结构，用于模拟心脏的瓣膜，使得动力单元在蠕动的时候腔内的血液流向从右心房到右心室到肺动脉回到左心房到左心室到主动脉血管最后回到右心房。所述流向控制单元可以是单向阀，所述流向控制单元可采用刚性材料或柔性材料制成，例如，可以是刚性材料或柔性材料制成的单向阀（人工心脏瓣膜），实现心脏瓣膜的功能。人工心脏瓣膜在两侧压差作用下自动开闭，控制血液的流向，防止血液倒流。所述人工心脏瓣膜具有良好的生物相容性,在体内不会产生对机体有害的离子，具备一定的抗血凝性能,可直接应用于心血管系统。作为优选，应采用柔性材料，更优选的，应采用生物或高分子制成的仿生瓣膜。例如采用聚四氟乙烯制作的三瓣叶人工心脏瓣膜（CN201180058439.4）。

所述控能单元给所述的流向控制单元、动力单元提供能量，所述的控能单元输出交变电压作用于动力单元控制每个动力单元独立运行以产生循环动力。作为优选，所述控能单元包括控制模块、供能模块、无线充电模块、通信模块。其中，所述控制模块输出交变电压作用于四个动力单元，每个动力单元在交变电压的作用下分别收缩和舒张，产生血液循环的驱动力。所述的供能模块用于给全人工心脏的所有部件提供能量，作为优选，所述的供能模块可采用能量密度高的电池，例如锂电池、石墨烯电池等。所述无线充电模块用于接收外部的能量给供能模块充电，作为优选，可采用电磁感应的无线充电模式，所述无线充电模块可以由线圈和充电电路构成，所述线圈通过电磁感应产生交流电给供能模块充电。所述的通信模块用于全人工心脏与体外接受装置的信息传递，例如将全人工心脏的心房与心室的泵入与泵出压强的检测数据输出到外部背包中，或者将外部背包的控制信号输入到全人工心脏用于调控或者用于对于某些疾病的治疗中。

更进一步的，所述控制模块输出的交流电压信号相对于传统的全人工心脏CN201010158310.8采用频率单一的调节模式，可以通过调节电压的波形、幅值、频率等多种调节参数（式（1）中的各个参数），满足人体在各种环境下（例如运动、静坐、睡眠）的工作要求。下面以方波电压作为控制模块的输出交流电压信号介绍所述的全人工心脏在正常工作（静坐时）时的控制方式。

所述的方波电压对于四个独立动力单元存在相差一定相位（如图5所示），在初始状态下：

1、左心房和右心房的两个动力单元（动力单元11,12）撤去电压，左心室右心室（动力单元13,14）施加电压U，

2、经过T1时后，左心房和右心房的两个动力单元施加电压U，同时将作为左心室和右心室的两个动力单元撤去电压。

3、经过T2时后，左心房和右心房的两个动力单元撤去电压，左心室和右心室的两个动力单元施加上U伏的电压，。

4、经过T3时后，左心房和右心房的两个动力单元施加电压U，左心室和右心室的两个动力单元撤去电压。

这里左心室与右心室收缩与舒张一次一个周期T，频率为1/T。

更进一步的，所述控制模块输出的交变电压的频率与生物体的血液循环频率对应。所述血液循环的一个周期是T，频率为1/T，通过控制模块可以控制频率1/T与生物体血液循环的频率对应，作为优选频率应在3～500/min之间。对于老鼠啮齿类的生物，频率1/T应在400～500/min左右；对于牛羊等大型哺乳动物，频率1/T应在30～50/min左右；对于人体，频率1/T应在60～90/min左右。对于人体，在正常情况下，通过控制模块可以控制频率1/T有三个不同的状态，在安静状态下控制频率1/T为75/min左右（即成年人正常的心跳频率）；在普通步行下控制频率1/T为120/min左右；在剧烈运动下控制频率1/T为180/min左右，并且可以根据个体的差别进行调整。

更进一步的，可以采用方波交变电压加载方式，但是根据设计，加载方式可以多种多样，例如方波与正弦波交替，或是三角波与正弦波交替以及其他各种形式的组合，通过控能单元的调控，例如采用正弦波与方波的结合来控制全人工心脏的工作，可以预防某些心脑血管疾病的产生，同时对于心脑血管疾病具有辅助治疗效果, 例如预防血管的动脉硬化或者血液粘稠。

进一步地，本发明所述的全人工心脏系统还包括外部背包，所述外部背包包括控制模块、供能模块、无线充电模块、通信模块。所述无线充电模块可以由线圈和外接电路构成，用于给置于人体内部的人工心脏的电池进行充电。所述线圈通过外部输入的交流电由电磁感应产生变化的磁场，作用于控能单元中的无线充电模块中的线圈产生交变电流。由于所述人工心脏的能耗低，续航时间长，控能单元本身可以较长时间的给予人工心脏提供能源，只需要间隔一定时间使用外部背包进行充电即可，作为优选，充电时间可选为每天一次，在夜间睡眠时进行充电。所述的供能模块包括太阳能电池板和锂电池，用于在野外活动时给人工心脏提供能量，在白天使用太阳能电池板给锂电池充电，在夜间通过无线充电单元给人工心脏充电，无线充电装置可以预置于病人的床上，从而在患者休息的时候也可充电，提高了病人的生活质量。

进一步的，所述控能单元的通信模块包括信号接收装置，信号传输装置，控制模块；所述外部背包的通信模块包括信号发生器，信号接收装置。所述控能单元的信号接收装置用于接收外部背包中信号发生器发出的控制信号，并通过控制模块实现对于人工心脏的控制，在某些条件（例如进入高原等缺氧地区）下可以对人工心脏的跳动频率以及工作强度进行自动调整以适应环境的变化，也可以直接由人工操作控制人工心脏的工作模式。所述信号传输装置用于将人工心脏跳动时的频率等的信号传输给外部背包的信号接收装置，由此可以通过外部背包实时监测人工心脏的状况，如发现异常也可提前做好修理和更换人工心脏的准备。

进一步的，本发明所述的至少一个动力单元包含内部空腔。所述的控能单元可以置于任意一个动力单元的内部空腔内。所述动力单元是一个相对较大的腔体，根据装置的驱动特点，在动力单元中心区域的绝大部分空间内的流体流动性能差，所以在其中间部位放置物体对整个人工心脏内部的流场影响不大。将控能单元置于动力单元内部能够进一步的减小整个人工心脏的体积，满足全人工心脏可完全置于体内的要求特点，同时给整个人工心脏提供更多的空间来扩大动力单元的体积以获得更好的性能。作为对比CN201010158310.8采用传统的机械结构作为驱动单元不能满足全部结构的内置于体内的需求。

更进一步的，本发明所述的控能单元可与固定单元连接置于所述的动力单元外。控能单元置于某个动力单元的内部空腔时，无法避免需要将控制其他三个动力单元的导线从该动力单元内部连接出去，这些导线多少会对血液流动产生影响，所以对于如老年人等新陈代谢不旺盛的群体，其对人工心脏的功率要求不高，可以将控能单元置于动力单元外。

进一步的，本发明所述的人工心脏可放置于生物体外，作为优选，应选择放置于生物体内部；但对于一些特殊情况（如过敏）可以将人工心脏置于体外，通过导管将外置的人工心脏与体内的血液循环系统连接起来，同样可以达到人工心脏的功能。并且所述全人工心脏中的动力单元在功能上完全独立，如果有一个动力单元损坏，只需更换损坏的一个动力单元而无需更换整个全人工心脏，极大地节省了成本。

进一步的，所述可内置的人工心脏既可以作为全人工心脏，也可以作为辅助人工心脏。所述的辅助人工心脏可放置于生物体的体内，所述的辅助人工心脏包括固定单元、控能单元、至少1个动力单元和至少1个流向控制单元，其中：所述动力单元是由交变电压驱动的囊状介电高弹体薄膜，所述的动力单元可分别单独用作心房或心室；所述的动力单元直接通过流向控制单元或含有流向控制单元的连接单元与所替代部位的对应的血管和心脏部位连接；所述的固定单元用于固定控能单元、各个动力单元和流向控制单元；所述控能单元能监测心脏工作并给所述动力单元提供能量以及控制信号，所述的控能单元输出以交变电压形式的控制信号用于控制每个动力单元独立运行以产生循环动力，所述交变电压的频率与生物体的心跳频率对应。

作为全人工心脏时，由四个动力单元组合构成左右心房和心室；作为辅助人工心脏时，由一个动力单元单独代替单个心室或心房。作为辅助人工心脏时，单个动力单元直接通过流向控制单元或者含有流向控制单元连接单元与所替代部位对应的血管和对应心脏连接部位相连接。在心脏工作时动力单元可以根据心脏其他部分工作状态，通过控能单元调节修正动力单元控制信号，实现心脏的正常工作。所述动力单元是由介电高弹体构成的，而所述介电高弹体本身可以充当传感模块，介电高弹体本身就是一个电容器，其在外界载荷的作用下会发生形变，进而改变介电高弹体的电容，通过测量电容的改变量就可以得到外界的载荷，实现传感的功能。用于动力单元的介电高弹体薄膜可以感应心脏正常部分的跳动并以此信号来控制作为辅助人工心脏的动力单元与正常心脏部分协同跳动。

本发明所述的可内置的全人工心脏可用于医疗领域。例如可以在进行心脏活体移植时临时充当心脏的功能，或作为辅助甚至全人工心脏用于心脏疾病的治疗。

与现有技术相比，本发明具有如下优点：

1、采用介电高弹体驱动的动力单元，根据已有对其材料特性的研究表明，其具有运行效率高，响应快，噪音低以及经济性好等特点。

2、采用动力单元构成的全人工心脏系统，其内部没有任何的机械结构，与原有的血液循环系统具有良好的兼容性，极大的降低了能耗，实现了人工心脏的完全内置。同时动力单元每个模块都可运动，有效防止血液在局部凝结，防止血栓的产生。

3、人工心脏采用四个动力单元，两两连接，分别作为左右心房和心室，在控制单元的作用下，能够完全实现心脏的功能。较宽的频率调节范围可以适应几乎所有心脏的生物体的需要，尤其对人类及其他哺乳动物（例如猫、狗等）心脏脉动特点的模拟，最大限度的减少了人工装置对人体的影响，让患者可以较快适应人工心脏的工作方式。

4、内部含有高性能充电电池，能满足人一天以上正常的能量消耗。进一步地通过无线充电装置，可以保持人工心脏在特殊情况下，例如长时间一定强度运动下或高原条件下地持续稳定的运行。

5、人工心脏系统可以通过无线信号传递心脏内的实时血压以及流量信息给外部的便携式或相应的接收设备，实现人工心脏的实时监测。

6、人工心脏内的跳动频率一般通过内部的控能单元来调节，且通过对动力单元内的血压、血氧含量以及血液流量的监控，可以反馈给控能单元以调节工作模式，满足人体在不同工作状态下的正常需求，例如工作，步行或者运动状态。必要时可以通过外部控能单元调整人工心脏的工作状态，以防内部控制单元失效。

7、全人工心脏中的动力单元在功能上完全独立，如果有一个动力单元损坏，只需更换损坏的一个动力单元而无需更换整个全人工心脏，降低了使用和维护成本。

8、本发明中的辅助人工心脏可以与人体受损心脏协同工作，实现正常人体心脏的全部功能，具有非常强的适用性。

9、利用动力单元的良好响应性可以通过不同控制方式，较好的调节人体内的血液流动，有效缓解血液循环系统疾病，例如高脂血症、血液黏稠、动脉粥样硬化、高血压等所导致的心脏、大脑及全身组织发生缺血性或出血性疾病。同时通过外部的控制单元调节，调节全人工心脏的工作模式，例如改变频率以及控制型号的波形，可以对心脑血管疾病进行医学上的辅助治疗。

附图说明

图1是本发明动力单元的示意图；

图2是本发明可内置人工心脏的整体示意图；方框内为血液循环系统。

图3是本发明的全人工心脏的示意图；

图4是本发明动力单元及其内部腔室的示意图；

图5是本发明控能单元输出交变电流信号的示意图；

图中所示，1——全人工心脏，2——外部背包，11、12、13、14——动力单元，112——动力单元内中部空腔，111、113、121、131、141、151、161——含有流向控制单元的连接单元，15——固定单元，16——控能单元。

具体实施方式

以下实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解，在阅读了本发明讲授的内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。

本发明提供了一种可内置的全人工心脏，所述的全人工心脏可放置于生物体的体内，所述的全人工心脏包括固定单元15、控能单元16、4个动力单元和至少4个流向控制单元组成，如图2所示，所述的动力单元为管状的柔性动力单元，其底面直径2-6cm，高4-12cm，厚度0.5-1.5mm，材料采用3M公司生产的VHB胶带。整体人工心脏的体积接近正常成人的心脏体积，约为400 cm³，功率与正常人体心脏功率近似约为2W，根据人体工作状态有所浮动，设计机械效率在50%以上。动力单元11与动力单元13通过第一流向控制单元111相连接，作为右心房与右心室，并通过第二流向控制单元131与肺动脉相连接，；动力单元12与动力单元14通过第三流向控制单元121相连接，作为左心房与左心室，并通过第四流向控制单元141与主动脉相连接。动力单元11的出口与肺动脉相连，动力单元12的出口与主动脉相连。连接方式可采用但不限于粘结、螺纹连接、焊接，沟槽连接，法兰连接，承插连接等多种方式。流向控制单元内置有流向控制单元，控制人工心脏内血液的流向为动力单元13——动力单元11——肺动脉——肺静脉——动力单元14——动力单元12——主动脉——体静脉——动力单元13。

固定单元可采用钛合金框架保证良好的生物相容性，将连接好的四个动力单元固定起来并一起固定在肋骨上（钛合金具有高强度、低密度和良好的生物相容性等特点）。控能单元采用9V锂电池来提供能量，经过放大电路后输出1000V的脉冲电流给动力单元。在初始状态下，四个动力单元上都施加了1000V的电压，首先将动力单元13、14的电压撤去，动力单元11、12的1000V电压保持。经过0.5秒后，再次给动力单元13、 14施加上1000V的电压，同时将动力单元11和动力单元12的电压撤去，经过0.5秒后，撤去动力单元13、14的电压，再次给动力单元11、 12施加上1000V的电压，经过0.5秒后，再次将动力单元13和动力单元14的电压撤去。如此循环构成一次血液循环。由于动力单元在工作的时，其中心部分对流场的影响不大。所以控能单元可以固定在钛合金框架上（图2），也可以将控能单元置于动力单元内部中心的空腔里（图3）。

外部背包为无线充电单元，太阳能电池板，锂电池，信号发生器，信号接收装置、控制器集成模块，安装于尺寸为20cm×20cm×5cm的带有背带的轻质聚合物盒子内，并在外部包裹一层橡胶以保护人体。平时可以用于人工心脏的监视器和控制器，也可以作为内部人工心脏的额外电源。

本发明采用柔性结构作为动力单元，大幅度简化传统人工心脏的机械结构，减小了人工心脏的能耗，实现了人工心脏的完全内置。另一方面降低了运行时的噪音，减少了运行和维护的成本，同时对于一些常见的心血管疾病具有辅助治疗作用。

Claims

1.一种可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的全人工心脏可放置于生物体的体内，所述的全人工心脏包括固定单元、控能单元、4个动力单元和至少4个流向控制单元，其中：

2.根据权利要求1所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的动力单元之间用含有流向控制单元的连接单元相连接。

3.根据权利要求1或2所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的全人工心脏还包括外部背包，所述外部背包用于对所述的全人工心脏供能、通信、监测与控制。

4.根据权利要求1-3任一项所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的至少一个动力单元包含内部空腔。

5.根据权利要求4所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的控能单元置于任意一个动力单元的内部空腔内。

6.根据权利要求1-5任一项所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述交变电压的波形选自正弦波、方波、和三角波中的任意一种或任意多种。

7.根据权利要求1-5任一项所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述的控能单元可与固定单元连接置于所述的动力单元外。

8.根据权利要求1-5任一项所述的可内置的全人工心脏，其特征在于：所述控能单元包括控制模块、供能模块、无线充电模块、通信模块。

9.一种可内置的辅助人工心脏，其特征在于：所述的辅助人工心脏可放置于生物体的体内，所述的辅助人工心脏包括固定单元、控能单元、至少1个动力单元和至少1个流向控制单元，其中：

所述动力单元是由交变电压驱动的囊状介电高弹体薄膜，所述的动力单元可分别单独用作心房或心室；所述的动力单元直接通过流向控制单元或含有流向控制单元的连接单元与所替代部位的对应的血管和心脏部位连接；

所述的固定单元用于固定控能单元、各个动力单元和流向控制单元；

所述控能单元能监测心脏工作并给所述动力单元提供能量以及控制信号，所述的控能单元输出以交变电压形式的控制信号用于控制每个动力单元独立运行以产生循环动力，所述交变电压的频率与生物体的心跳频率对应。

10.权利要求1-8任一项所述的可内置的全人工心脏或权利要求9所述的可内置的辅助人工心脏在医学上的用途。