超声直线电机驱动的搏动式血泵 【技术领域】
本发明涉及的是一种医疗器械技术领域的装置，具体是一种超声直线电机驱动的搏动式血泵。
背景技术
目前，心室辅助装置不仅可作为心脏移植的过渡桥梁，也是通向心肌恢复的目的方法，并可应用于终末期严重心力衰竭的长期治疗。血泵是心室辅助装置的关键部件，分为搏动式和非搏动式两类。搏动式血泵与非搏动式血泵相比，由于能提供搏动血流，有利于各主要脏器的血液微循环灌注，更为符合生理特点。当前进入医疗市场或者技术成熟的搏动式血泵按驱动方式划分，主要有气动式、液动式、电动式等。但这些装置体积较大，植入性、便携性较差，一般只作为体外辅助或者植入到体表面积较大的人体中。超声驱动搏动式血泵也是电动式的一种，超声直线电机与传统电磁式电机相比，具有输出力矩大、响应速度快、功率密度大(是电磁型的3-10倍)、运动准确、结构紧凑体积小等优点，将超声直线电机应用于血泵，可大大减小血泵的体积，便于血泵的植入。
经对现有技术的文献检索发现，美国专利US5041132中已将超声直线电机引入搏动式血泵中，该发明以环形超声直线电机作为动力源，经过机械传动装置(如专利中所述的螺旋副及凸轮机构)，将电机的旋转运动转化为直线往复运动，带动推板作用于血袋，实现泵血功能。专利申请公开号CN101269245A中提出了一种超声直线电机驱动隔膜式血泵，该专利也选用环形超声直线电机作为动力源，也是经过机械传动装置将旋转运动转化为直线运动，该专利中采用双血袋结构，正反行程都能压缩血袋泵血，能够适当减小血泵本身的体积。上述两种装置，由于均采用环形超声直线电机，都必须在结构中采用机械传动装置将电机的旋转运动变为直线运动，因此具有以下缺点：1.增加了整个血泵的外形尺寸，不利于血泵的植入；2.传动装置存在的效率问题，降低了电机的功率输出。
【发明内容】
本发明针对现有技术存在的上述不足，提供一种超声直线电机驱动的搏动式血泵，与现有技术相比结构紧凑尺寸小，传动效率、定位精度及控制精度高。
本发明是通过以下技术方案实现的，本发明包括：壳体、超声直线电机、血袋和位移检测模块，其中：若干超声直线电机固定在壳体四周内侧，并与血袋中的推板连接，壳体套接于血袋外部，位移检测模块设置于超声直线电机上。
所述的壳体包括：上盖、侧壁和下盖，其中：上盖和下盖为环形结构，筒状侧壁的两端分别与上盖和下盖采用螺栓连接。
所述的侧壁的内沿分别设有若干轴向的导轨。
所述的血袋包括：袋体、推板和单向阀，其中：袋体的两端分别固定于壳体上，若干单向阀分别固定设置于袋体内部的两端以及推板上，推板固定设置在袋体中部。
所述的超声直线电机包括：驱动电路、压电陶瓷片、弹性体、滑块和预紧力螺钉，其中：驱动电路与压电陶瓷片通过导线连接，滑块活动设置于壳体内部，两块压电陶瓷片粘结于弹性体上，弹性体的一端与预紧力螺钉相连接，弹性体的另一端与滑块的侧面垂直接触，所述的压电陶瓷片、弹性体和预紧力螺钉为两组相同结构分别位于滑块的两侧。
所述的位移检测模块为连接在若干滑块上的位移传感器，位移传感器采集的信号经处理后传输给驱动电路，用于监控滑块的位移和速度。
与现有技术相比，本发明结构紧凑，尺寸小，便于血泵的植入，扩大了血泵用于心脏辅助的适用范围，同时本发明能够实现对位置的精确控制，从而有利于实现对血液流量及压力的精确控制；另外，本发明降低了传动能耗，提高了血泵的工作效率。
【附图说明】
图1为本发明实施例的立体结构示意图。
图2为壳体侧壁的俯视图。
图3为本发明实施例的主剖视图。
图4为图3中的A-A剖视图。
【具体实施方式】
下面对本发明的实施例作详细说明，本实施例在以本发明技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。
如图1所示，本实例包括：壳体1、超声直线电机2、血袋3和位移检测模块4，其中：若干超声直线电机2固定在壳体1四周内侧，并与血袋3中地推板13连接，壳体1套接于血袋3外部，位移检测模块4设置于超声直线电机2上。
所述的壳体1包括：上盖5、侧壁6和下盖7，其中：上盖5和下盖7为环状结构，筒状侧壁6的两端分别与上盖5和下盖7用螺栓连接。
如图2所述，所述的侧壁6的内沿分别设有若干轴向的导轨8。
如图3所示，所述的血袋3包括：袋体9、第一单向阀10、第二单向阀11、第三单向阀12和推板13，其中：袋体9为筒式风箱状结构，袋体9的两端分别固定于壳体1上，第一单向阀10、第二单向阀11和第三单向阀12分别固定设置于袋体9内部的两端及推板13中部，推板13固定设置于袋体9的内侧中部。
所述的第一单向阀10、第二单向阀11、第三单向阀12均为具有生物兼容性的机械瓣膜。
如图4所示，所述的超声直线电机2包括：驱动电路14、第一压电陶瓷片15、第二压电陶瓷片16、弹性体17、滑块18和预紧力螺钉19，其中：驱动电路14通过导线与第一压电陶瓷片15、第二压电陶瓷片16连接，滑块18活动设置于壳体1内部，第一压电陶瓷片15、第二压电陶瓷片16粘结于弹性体17同一侧面的两端，弹性体17的一端与预紧力螺钉19相连接，弹性体17的另一端与滑块18的侧面垂直接触，所述的压电陶瓷片15、压电陶瓷片16、弹性体17和预紧力螺钉19为两组相同结构分别位于滑块18的两侧。
所述的弹性体17为铜块制成。
所述的预紧力螺钉19用于调节弹性体17和滑块18之间的预紧力；
所述的滑块18的侧面设有增摩层20，以增加弹性体17和滑块18之间的摩擦系数；该滑块18的截面与导轨9的截面相匹配。
本实施例通过以下步骤进行具体工作：当驱动电路14给第一压电陶瓷片15、第二压电陶瓷片16提供一定频率的正弦信号时，变化的电压使第一压电陶瓷片15、第二压电陶瓷片16产生振动，从而使弹性体17产生有规律的振动，驱动滑块18沿着导轨8滑动。滑块18与推板13连接，推板13随着滑块18一起运动，从而压缩血袋3的一部分，而放松另一部分。血袋3中袋体9采用医用聚氨酯材 料，结构为筒式风箱状，以防止推板13压缩血袋3的一部分时，袋体9与壳体侧壁6内部产生干涉。血袋3内部两端及推板13中部装有3个由生物兼容性的瓣膜构成的第一单向阀10、第二单向阀11、第三单向阀12，以保证推板13压缩血袋3时血液的单向流动。当推板13向上压缩血袋3至顶部时，推板中心单向阀12关闭，出口单向阀11打开，血液由血液腔内泵出，同时血液在重力作用下流过单向阀10，将血液充盈在血袋3下部的血腔内；当推板13向下压缩血袋3的下部时，单向阀10关闭，中部的单向阀12完全打开，血液全部进入血腔上部；当推板13由下往上运动时，单向阀12关闭，单向阀10、11打开，外部血液通过单向阀10充盈下部血腔，同时上部血腔内的血液在推板13的作用下迅速流过单向阀11。
如此往复，实现单向泵血功能，达到心脏辅助的效果。