CN101868628B - 两级转子动力血泵 - Google Patents

Abstract

泵(10)包括定子壳体(22)、支撑在该壳体中的定子(20)以及转子组件(30)。转子组件(30)包括支撑在该壳体中绕轴线(12)相对于定子(20)转动的转子(32)。转子组件(30)还包括第一叶轮(34)，其可操作地耦合至转子(32)的第一轴向端，以绕轴线(12)随转子转动。转子组件进一步包括第二叶轮(36)，其可操作地耦合至转子(32)的相反于第一轴向端的第二轴向端，以绕轴线(12)随转子转动。转子组件(30)可相对于该壳体沿该轴线移动，以调节该泵(10)的液压性能特征。

Description

两级转子动力血泵

技术领域

本发明涉及一种可应用于流体输送应用的泵，其中，两股液体得以保持平衡。更具体地，本发明涉及一种两级转子动力泵结构，其用于提供脉动式、持续流、血液泵送性能。

发明背景

充血性心力衰竭(CHF)日益成为心血管失能和过早死亡的常见病因。尽管药物治疗在发展，心脏移植仍是用于治疗充血性心力衰竭晚期患者的主要方式。然而，由于可利用的供体器官有限，CHF患不得不等待直至安置有合适的供体器官。被称为心脏辅助装置(VAD)和全人工心脏(TAH)的血泵装置，可用作过渡治疗的选择，以救治患有CHF及其他心脏病情况的患者，否则他们在安置有合适的供体器官之前无法生存。总之，这样的血泵装置作为移植的持久或长期替代方案将是切实可行的。

发明概述

本发明涉及一种无阀、无传感器、脉动式、持续流的全人工心脏，其可通过随着泵送作为入口压力平衡调节器而无电子干预地自平衡左循环和右循环。左循环和右循环经由单个移动部激励，其包含在无刷、无传感器的DC电动机绕组中。该转动组件响应于液压环境自由轴向移动，从而改变两个相对的转子动力泵送级中的间隙，影响相关的性能以平衡入口压力。在一个可选的实施方式中，采用外部电子控制经由电动势(例如螺线管类型的元件)来控制转动组件的位置。本发明的泵结构还可应用至其中要求入口压力平衡的其他流体输送应用中。

本发明涉及一种血泵，其包括壳体、支撑在所述壳体中的定子以及转子组件。所述转子组件包括支撑在所述壳体中以绕轴线相对于所述定子转动的转子。所述转子组件还包括第一叶轮，其可操作地耦合至所述转子的第一轴向端，以绕所述轴线随所述转子转动。所述转子组件进一步包括第二叶轮，其可操作地耦合至所述转子相反于所述第一轴向端的第二轴向端，以绕所述轴线随所述转子转动。所述转子组件可相对于所述壳体沿所述轴线移动，以调节所述泵的液压性能特征。

本发明还涉及一种血泵，其包括电动机，所述电动机包括定子和可相对于所述定子绕轴线转动的转子。第一泵送级包括第一泵壳体和可在第一泵壳体中绕所述轴线随所述转子转动的第一叶轮。第二泵送级包括第二泵壳体和可在第二泵壳体中绕所述轴线随所述转子转动的第二叶轮。所述血泵适于调节第一叶轮在第一壳体中的轴向位置和第二叶轮在第二壳体中的轴向位置，以调节第一和第二泵送级的液压性能特征。第一和第二级的轴向移动相等且反向。

本发明还涉及一种血泵，其包括电动机，所述电动机包括定子和可相对于所述定子绕轴线转动的转子。所述血泵还包括第一泵送级，其包含第一泵壳体和可在第一泵壳体中绕所述轴线随所述转子转动的第一叶轮。所述血泵进一步包括第二泵送级，其包括第二泵壳体和可在第二泵壳体中绕所述轴线随所述转子转动的第二叶轮。第一泵送级被配置为具有随流量增加而急剧减少的压力上升，从而第一泵送级流量主要是泵转速和叶轮位置的函数。第二泵送级被配置为具有主要是泵转速和叶轮位置的函数且基本与流量无关的压力上升。

本发明还涉及一种泵，其包括壳体，所述壳体限定第一和第二泵壳体。转子被支撑在所述壳体中且可绕轴线转动。所述转子包括设置在第一泵壳体中的第一叶轮和设置在第二泵壳体中的第二叶轮。所述泵被配置为使得作用在第一叶轮上的入口压力沿所述轴线以第一方向相对于所述壳体移动所述转子，而作用在第二叶轮上的入口压力沿所述轴线以相反于所述第一方向的第二方向相对于所述壳体移动所述转子。

本发明进一步涉及一种泵，其包括壳体，所述壳体包括泵送室和支撑在所述壳体中且可绕轴线转动的转子。所述转子包括至少部分地设置在所述泵送室中的叶轮。所述转子可沿平行于所述轴线的轴向相对于所述壳体移动。所述泵被配置为，所述转子的轴向移动使得所述叶轮在所述泵送室和相邻的腔室之间轴向移动，从而改变所述泵的液压性能。

附图的简要说明

通过参照附图阅读以下说明，本发明所属领域的技术人员将对本发明的上述及其他特点有清晰的理解，其中：

图1是根据本发明第一实施方式的血泵的立体图；

图2是图1中血泵沿线2-2的剖视图；

图3是血泵的分解图；

图4和5是血泵一部分的俯视图；

图6是示出了根据本发明第二实施方式的血泵的剖视图；

图7是示出了根据本发明第三实施方式的血泵的剖视图；以及

图8是示出了图7中血泵的性能特征的图表；

图9是根据本发明第四实施方式的血泵的立体图；

图10是图9的血泵的正视图；

图11是图9的血泵一部分的立体图；

图12是图9中血泵沿线12-12的剖视图；以及

图13是示出了图9中血泵的性能特征的图表。

实施方式描述

本发明涉及一种血泵。图1示出了根据本发明第一实施方式的血泵10。根据本发明，血泵10是能够替代衰竭或者受损伤的人类心脏的全人工心脏(TAH)。然而，本领域技术人员将会理解，血泵10可适用于非TAH的实施，例如，双心室支持。本领域技术人员还将会理解，该泵可适用于除泵血之外的目的，例如，其中需要具有压力平衡特点的双重或者两级流体输送泵的任何实施。在所示的实施方式中，血泵10为两级离心泵，下面将进一步详细地说明。然而，血泵10可为任何期望结构的转子动力泵。

参照图1-3，血泵10包括定子组件20、转子组件30、左泵壳体40以及右泵壳体50。在血泵10装配好的情况下(图1和3)，转子组件30由定子组件20支撑以绕轴线12转动。泵壳体40和50固定至定子组件20以包围转子组件30。转子组件30包括电动机转子32、第一或者左叶轮34、以及第二或者右叶轮36。

电动机转子32包括磁芯60(图2)，其上安装有环形永久磁体62。低密度磁性可渗透填充材料64可用于支撑电动机转子32上的磁体62，从而可成为零浮力转动组件，并对泵组件的姿态不敏感。左叶轮34和右叶轮36通过例如粘合剂或者机械紧固件的已知方式固定至磁芯60。可选地，叶轮34和36可形成(例如，模制)为与磁芯60一体的单件材料。

定子组件20包括支撑电动机定子24的定子壳体22。电动机定子24包括在图2中分别由26和28图示的定子磁芯和电动机绕组。电动机绕组28电连接至控制电缆72的三条控制线70，控制电缆72穿过线管74进入定子壳体22并由灌封材料76密封。

当血泵10装配好时，包括离心第一或者左泵送级或者泵42。左泵42包括左叶轮34和在其中设置有左叶轮的左泵送室44。左泵送室44至少部分地由左泵壳体40和定子组件20限定。左泵42还包括左泵入口46和左泵出口48，在所示的实施方式中，左泵入口46和左泵出口48形成为左泵壳体40整体的一部分。左泵壳体40包括入口面90，其有助于限定与入口46流体连通的左泵送室44的入口部92。左泵壳体40还包括蜗形面94，其有助于限定与出口48流体连通的左泵送室44的蜗形部96。

当血泵10装配好时，还包括离心第二或者右泵送级或者泵52。右泵52包括右叶轮36和在其中设置有右叶轮的右泵送室54。右泵送室54至少部分地由右泵壳体50和定子组件20限定。右泵52还包括右泵入口56和右泵出口58，在所示的实施方式中，右泵入口56和右泵出口58形成为右泵壳体50整体的一部分。右泵壳体50包括入口面100，其有助于限定与入口56流体连通的右泵送室54的入口部102。右泵壳体50还包括蜗形面104，其有助于限定与出口58流体连通的右泵送室54的蜗形部106。

电动机转子32和电动机定子24有助于限定血泵10的电动机80，其驱动左泵42和右泵52。电动机80可以是适合于驱动泵42和52并传送期望性能特征的任何类型的电动机。例如，在所示的实施方式中，电动机80可具有单相或多相无刷、无传感器的DC电动机结构。电动机控制器82可操作地经由电缆72激励电动机80的相绕组28，以实现电动机部期望的性能，例如，电动机转速或者电流。例如，电动机控制器82对电动机目位施加脉宽调制电压，以实现期望的电动机/泵性能。

在血泵10操作期间，转子组件30绕轴线12相对定子组件20转动。转子组件30支持或者支撑在由泵送的液体，即血液，形成的流体动力或者液体膜轴承(fluid film bearing)上。可选地，血泵10可包括用于方便转子组件30转动的其他类型的轴承特点，例如，机械轴承或者由低摩擦材料形成或者涂覆的轴承表面。进一步可选地，转子组件30可以是磁悬浮的。

用于构造血泵10的材料可由有助于血液泵送实施的材料形成。例如，在使用期间暴露于血流中的血泵10的部分，例如，叶轮34和36以及泵壳体40和50，可由生物相容性材料形成、涂覆或包裹，例如不锈钢、钛、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者这些材料的组合。在使用期间可彼此间相接触的血泵10的表面或者部分，例如，左叶轮34和泵壳体40或者右叶轮36和泵壳体50，还可由低摩擦材料形成或涂覆，例如，氟碳聚合物涂料、类似于金刚石的碳涂料、陶瓷、钛和涂覆有金刚石的钛。

参照图1，箭头用于示出在全人工心脏(TAH)实施中的血泵10，其中，该血泵代替患者心脏(未示出)的功能。在该结构中，左泵入口46与左心房连接，左泵出口48连接至主动脉，右泵入口56连接至右心房，且右泵出口58连接至肺动脉。在操作中，左泵42将含氧血从左心房输送至主动脉，而右泵52将缺氧血从右心房输送至肺动脉。

本领域技术人员将会理解，在TAH方案中，重要的是平衡肺动脉血流和体动脉血流以及心房压力。例如，如果右泵52以高于左泵42的流速输送血液，血液会积累在肺中并可导致充血性心力衰竭。例如，如果左泵42以高于右泵52的流速输送血液，血液会积累在肝中并可导致肝衰竭。因此，血泵10的目标在于平衡肺动脉血流和体动脉血流以及心房压力。根据本发明，血泵10通过调节左(全身的)泵42和右(肺的)泵52的几何结构或构造来平衡系统和肺心房压力以及动脉血流速。

根据本发明，血泵10配置有间隙，其使得转子组件30可相对定子组件20轴向移动。参照图2，转子组件30位于大约该轴向间隙的中点，使得左叶轮34和定子壳体22之间有轴向后间隙，标记为“A1”，并且使得右叶轮36和定子壳体22之间有轴向后间隙，标记为“A2”。通过图2中所示的结构，已发现，最大左泵42性能出现在A1最小时，而最大右泵52性能出现在A2最小时。在血泵10操作期间，由于左泵42和右泵52所产生的流体动力泵送力，转子组件30可相对于定子组件20轴向移动或者往返移动。转子组件30可在其中左叶轮34位于A1最大时的左位置和其中右叶轮36位于A2最大时的右位置之间轴向移动。

当转子组件30在左位置和右位置之间轴向移动时，左泵42和右泵52的构造或者几何结构被改变。左叶轮和定子组件22之间的间隙A1随着左叶轮34轴向位置的变化而变化，这改变了左泵42和左泵送室44的构造和几何结构。类似地，右叶轮和定子组件22之间的间隙A2随着右叶轮36的轴向位置的变化而变化，这改变了右泵送室54的构造和几何结构以及右泵52的构造或者几何结构。

随着间隙A1和A2的增大，第一泵42和第二泵52的液压输出减少。因此，对于给定的泵转速，随着叶轮34和36移向定子组件22(即，减小它们各自的间隙A1和A2)，泵42和52的压力和流量相应地增加。反之，随着叶轮34和36远离定子组件22(即，增加它们各自的间隙A1和A2)，泵42和52的压力和流量相应地减小。

因此，将会理解，对于本发明的血泵10的单电动机、两级结构，在左泵送级42处产生增加的压力和流量的转子组件30的轴向移动也将在右泵送级52处产生减小的压力和流量。类似地，在右泵送级52处产生增加的压力和流量的转子组件30的轴向移动也将在左泵送级42处产生减小的压力和流量。由此，对于血泵10的任意给定转度，如果转子组件30相对于定子组件20的轴向位置调整至合适的位置，左泵送级42和右泵送级52的压力和流量可保持平衡。

基于该原理，使用血泵10时，系统和肺压力以及流量特征可通过调节转子组件30的轴向位置来控制。根据本发明，转子组件30的轴向位置可被动或者主动控制。图1-5的实施方式示出了血泵10的结构，其中，被动控制用于调节转子组件30的轴向位置，从而调整左泵42和右泵52的几何结构或者构造。

在血泵10的被动控制结构中，转子组件30的轴向位置通过操作期间由左泵42和右泵52所产生的液压力被动地或者固有地受到控制。根据本发明，左叶轮34和右叶轮36被选择为有助于产生该操作。参照图4，第一叶轮34包括支承板110和从支承板径向延伸的多个叶片112。在图4的实施方式中，叶片112包括第一或者主叶片114和第二或者分流叶片116，分流叶片短于主叶片。在图5所示实施方式中，叶片112配置有低入射入口(incidence inlet)和径向排放。

参照图5，第二叶轮36包括支承板120和从支承板径向延伸的多个叶片122。在图5的实施方式中，叶片122包括第一或者主叶片124和第二或者分流叶片126，第二叶片短于第一叶片。在图5所示实施方式中，叶片122配置有低入射入口和径向排放。

第一叶轮34和第二叶轮36的支承板110和120尺寸或者直径大约相同。第一叶轮34的叶片112长于第二叶轮36的相应叶轮122。图1-4的实施方式中的第一叶轮34和第二叶轮36的结构示出了一个示例性的叶轮结构。本领域技术人员将会理解，叶轮34和36可具有替换结构。

支承板110和120具有减小的直径以便叶片112和122分别径向延伸超过它们的外边缘。支承板110和120分别直接面向左泵入口46和右泵入口56。因此，作用在支承板110和120上的流体压力主要是入口压力，从而主要是径向地，即平行于轴线12将力施加至转子组件30。由血泵10产生的出口压力主要在径向位置超过支承板110和120的外直径的叶片112和122的端部产生。

所示实施方式的血泵10具有在两个基本方面不同于传统离心泵设计的结构。第一，血泵10利用带有具有非对称的前后轴向间隙(参见图2和3)的不寻常高轴向间隙的开叶片叶轮。第二，径向叶片以一种漩涡(或者涡流)泵典型的方式延伸进入蜗形部。这种延伸产生用于被动性能调制的叶片背面(back-of-vane)间隙。而且，短于定子磁芯26的转子磁体62允许转子组件30的可控量的自由轴向移动。

已发现，对于常量系统阻抗，输出流量和泵转速具有线性关系。结果，由控制器82执行的控制算法调节泵转速以提供常规的系统流量。平衡的系统流量和肺流量通过调节转子组件30的轴向位置来实现。根据本发明的第一实施方式，转子组件30的轴向调节由于左叶轮34和右叶轮36的结构以及液压压力而固有地或者自动地发生。

因为作用于叶轮34和36的支承板部110和120的轴向液压力主要是由泵入口压力产生的，因此转子组件30的轴向位置响应于左入口部92和右入口部102的压差来调节。随着转子组件30的轴向位置的调节，左泵42和右泵52的几何结构和液压性能如上所述地改变。这导致左泵42和右泵52的出口流量和压力、这两个泵之间的流体连通压力和流量性能的相应变化或者调整。因此，血泵10配置有自调节转子组件30，其通过左泵42和右泵52液压性能的增加来帮助平衡肺流量和系统流量、以及心房压力。

当以大间隙操作时，最小泵性能出现在泵送叶片位于轴向间隙(前后间隙相等)的中间时。因此，可通过轴向移动叶轮34和36来调制性能。在图2的自平衡结构中，左泵42的最大性能出现在后间隙A1最小时，而右泵52的最大性能出现在后间隙A2最小时。图2的实施方式中执行的被动控制通过调节后间隙A1和A2来调制性能。使用后(内)边缘调制性能的优点是，工作于转子组件上的液压力可迫使用于被动控制的轴向移动方向正确，因而消除了对主动轴向控制系统的需要。

在血泵10作为TAH操作期间，泵转速可以常规脉动速率调制以产生脉动流和压力，从而激励患者中的常规血液动力。例如，已发现±30％转速调制要求高脉动条件。进一步，转速波形可被调节为适应体压力脉冲的特征以模仿临床上期望的振幅和心脏收缩/舒张时序。

有利地，由于流量与电流和转速直接相关，所以可分析电流波形来确定每个控制周期期间的流量中的任何中断。例如，这会有助于探测左或者右心房的衰竭，在这种情况下，转速脉动的平均速度或者幅度的递减，可被自动触发。而且，基于响应于转速和占空因数的电动机电流，患者的肺和体压力和血管阻抗可通过计算来评估，从而允许系统被用作持续性患者监视器。

本发明的第二实施方式如图6所示。本发明的第二实施方式类似于图1-5中所示本发明的第一实施方式。参照图6，血泵200具有类似于图1-5的两级离心泵结构。因而，血泵200可被配置为用作全人工心脏(TAH)装置。然而，血泵200可适用于非TAH的实施，例如，双心室支持或者其中需要具有压力平衡特征的双重或者两级流体输送泵的任何实施。

参照图6，血泵200包括定子组件220、转子组件230、左泵壳体240和右泵壳体250。在装配好的情况下，转子组件230由定子组件220支撑以绕轴线212转动。泵壳体240和250固定至定子组件220以包围转子组件230。转子组件230包括电动机转子232、第一或者左叶轮234、以及第二或者右叶轮236。

电动机转子232包括磁芯260，其上安装有环形永久磁体262。填充材料264，例如低密度磁性可渗透材料，可用于帮助支撑电动机转子232上的磁体262。左叶轮234和右叶轮236通过例如粘合剂或者机械紧固件的已知方式固定至磁芯260。可选地，叶轮234和236可与磁芯260形成(例如，模制)为单件材料。

定子组件220包括支撑电动机定子224的定子壳体222。电动机定子224包括在图6中分别由226和228图示的定子磁芯和电动机绕组。电动机绕组228电连接至控制电缆272的控制线270，控制电缆272穿过线管274进入定子壳体222并由灌封材料276密封。

血泵200在装配好时包括离心第一或者左泵送级或者泵242。左泵242包括左叶轮234和在其中设置有左叶轮的左泵送室244。左泵送室244至少部分地由左泵壳体240和定子组件220限定。左泵242还包括左泵入口246和左泵出口248，在所示实施方式中，左泵入口246和左泵出口248形成为左泵壳体240整体的一部分。左泵壳体240包括入口面290，其有助于限定与入口246流体连通的左泵送室244的入口部292。左泵壳体240还包括蜗形面294，其有助于限定与出口248流体连通的左泵送室244的蜗形部296。

血泵200在装配好时还包括离心第二或者右泵送级或者泵252。右泵252包括右叶轮236和在其中设置有右叶轮的右泵送室254。右泵送室254至少部分地由右泵壳体250和定子组件220限定。右泵252还包括右泵入口256和右泵出口258，在所示实施方式中，右泵入口256和右泵出口258形成为右泵壳体250整体的一部分。右泵壳体250包括入口面300，其有助于限定与入口256流体连通的右泵送室254的入口部302。右泵壳体250还包括蜗形面304，其有助于限定与出口258流体连通的右泵送室254的蜗形部306。

电动机转子232和电动机定子224有助于限定血泵200的电动机280，其驱动左泵242和右泵252。电动机280可以是适合于驱动泵242和252并传送期望性能特征的任何类型的电动机。例如，在所示实施方式中，电动机280可具有多相无刷DC电动机结构。电动机控制器282可操作地经由电缆272激励电动机280的相绕组228，以实现电动机部期望的性能，例如，电动机转速或者电流。例如，电动机控制器282对电动机相位施加脉宽调制电压，以实现期望的电动机/泵性能。

在血泵200操作期间，转子组件230绕轴线212相对定子组件220转动。转子组件230支持或者支撑在由所泵送的液体，即血液，形成的流体动力或者液体膜轴承上。可选地，血泵200可包括用于方便转子组件230转动的其他类型的轴承特点，例如，机械轴承或者由低摩擦材料形成或者涂覆的轴承表面。进一步可选地，转子组件230可以是磁悬浮的。

用于构造血泵200的材料可由有助于血液泵送实施的材料形成。例如，在使用期间暴露于血流中的血泵200的部分，例如，叶轮234和236以及泵壳体240和250，可由生物相容性材料形成、涂覆或包裹，例如，不锈钢、钛、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者这些材料的组合。在使用期间可彼此间相接触的血泵200的表面或者部分，例如，左叶轮234和泵壳体240或者右叶轮236和泵壳体250，还可由低摩擦材料形成或涂覆，例如，氟碳聚合物涂料、类似于金刚石的碳涂料、陶瓷、钛和涂涂覆有金刚石的钛。

参照图6，箭头用于示出在全人工心脏(TAH)实施中的血泵200，其中，该血泵代替患者心脏(未示出)的功能。在该结构中，左泵入口246与左心房连接，左泵出口248连接至主动脉，右泵入口256连接至右心房，且右泵出口258连接至肺动脉。在操作中，左泵242将含氧血从左心房输送至主动脉，而右泵252将缺氧血从右心房输送至肺动脉。

根据本发明，血泵200通过调节左(全身的)泵242和右(肺的)泵252的几何结构或构造来平衡体压力和肺压力以及流速。血泵200配置有间隙，其使得转子组件230可相对于定子组件220轴向移动。在图6中，转子组件230位于大约该轴向间隙的中点，使得左叶轮234和左泵壳体240之间有轴向间隙，标记为“B1”，以及使得右叶轮236和右泵壳体250之间也有轴向间隙，标记为“B2”。在血泵200操作期间，由于致动器350的电动势，转子组件230可相对于定子组件220轴向移动或者往返移动，致动器350例如为螺线管，其经由电缆272连接至控制器282。转子组件230可在其中左叶轮234邻近或者结合于左泵壳体240时的左位置和其中右叶轮236邻近或者结合于右泵壳体250时的右位置之间轴向移动。

当转子组件230在左位置和右位置之间轴向移动时，左泵242和右泵252的构造或者几何结构被改变。左叶轮和左泵壳体240之间的间隙B 1随着左叶轮234轴向位置的变化而变化，这改变了左泵送室244的容量和左泵242的构造或者几何结构。类似地，右叶轮和右泵壳体250之间的间隙B2随着右叶轮236的轴向位置的变化而变化，这改变了右泵送室254的容量和右泵252的构造或者几何结构。

随着间隙B1和B2的增大，第一泵242和第二泵252的液压输出减少。因此，对于给定的泵转速，随着叶轮234和236移向它们各自的泵壳体240和250(即，减小它们各自的间隙B1和B2)，泵242和252的压力和流量相应地增加。反之，随着叶轮234和236远离它们各自的泵壳体240和250(即，增加它们各自的间隙B1和B2)，泵242和252的压力和流量相应地减小。

因此，将会理解，对于本发明的血泵200的单电动机、两级结构，在左泵送级242处产生增大的压力和流量的转子组件230的轴向移动也将在右泵送级252处产生减小的压力和流量。类似地，在右泵送级252处产生增大的压力和流量的转子组件230的轴向移动也将在左泵送级242处产生减小的压力和流量。由此，对于血泵200的任意给定转速，如果转子组件230相对于定子组件220的轴向位置调整至合适的位置，左泵送级242和右泵送级252的压力和流量可保持平衡。

基于该原理，使用血泵200时，体压力和肺压力以及流量特征可通过调节转子组件230的轴向位置来控制。根据本发明的第二实施方式，血泵200配置为主动控制转子组件230的轴向位置，从而调整左泵242和右泵252的几何结构或者构造。

已发现，对于常量系统阻抗，输出流量和泵转速具有线性关系。还发现，对于给定的泵转速，通过调节转子组件230的轴向位置可获得与左泵242和右泵252处的平衡流量相应的电功率级别。因此，由控制器282执行的控制算法调节泵转速以提供常规的系统流量，而平衡的系统流量和肺流量通过调节转子组件230的轴向位置来实现。根据本发明的第二实施方式，转子组件230相对于定子组件220的轴向调整通过使用电-机械致动器350来实现，致动器350例如为螺线管，其经由电缆272连接至控制器282。螺线管350可致动于第一或者左位置和第二或者右位置这两个位置中的一个。在左位置，螺线管350使得转子组件230的轴向位置移至第一或者左位置，其中，左叶轮234邻接或者接近左泵壳体240的入口面290，有效地增加左泵送级242的液压输出和减小右泵送级252的液压输出，如上所述。在右位置，螺线管350使得转子组件230的轴向位置移至第二或者右位置，其中，右叶轮236邻近或者接近右泵壳体250的入口面300，有效地增加右泵送级252的液压输出和减小左泵送级252的液压输出，如上所述。

螺线管350可配置为以各种方式将转子组件230置于左和右位置。例如，螺线管350可以是闭锁螺线管。在该结构中，螺线管350可包括两个分离的线圈352，一个用于选择左位置而另一个用于选择右位置，两个线圈352固定至定子组件220及衔铁354，衔铁354例如为固定至转子组件230的一个或者多个磁体。在该闭锁结构中，螺线管350包括磁闭锁机构，其维持转子组件230于所选择的位置而不施加恒定功率至螺线管。在操作中，线圈352可以由足够幅度和持续时间的短电流脉冲来激励，以移动衔铁354，从而移动转子组件230至期望的左/右位置。这样，闭锁机构被致动并维持转子230于期望位置。当相对的线圈被激励时，闭锁机构释放转子组件230以在衔铁354上线圈352的拉动下移动至相反位置。然后，该机构磁闭锁，从而在线圈352不再被激励时维持转子组件230的轴向位置。

在一个可选的结构中，螺线管350可以是离合或者反复型的闭锁螺线管，被配置用于脉冲-左/脉冲-右操作。在该结构中，螺线管350可包括单个线圈和闭锁机构，在线圈被激励时该闭锁机构将转子组件交替闭锁于左位置和右位置。这样，在操作期间，如果转子组件在右位置，下一个能量脉冲将置转子组件于左位置。然后再下一个能量脉冲将置转子组件于右位置，等等。

在另一个可选的结构中，螺线管350可以是非闭锁、持续电流的螺线管。在该结构中，螺线管可包括用于移动弹簧偏置于左和右位置之一的转子的单个线圈。当不再激励线圈时，弹簧维持衔铁，进而将转子维持在左和右位置之一。当线圈被激励时，衔铁和转子逆着偏置于相反位置的弹簧移动。衔铁和转子维持在该位置直至不再激励线圈，此时由弹簧移动转子和转子组件返回原始位置。

在血泵200操作期间，以常规脉冲速率调制电动机转速以产生脉动血流和压力。经由螺线管350主动调节转子组件230的轴向位置，从而调节左泵242和右泵252的液压性能，进而实现平衡的系统和肺流量以及心房压力平衡。这些平衡的流量和压力通过在左和右位置之间分离控制周期(例如，10秒)来实现。随着转子组件230在左和右轴向位置之间转换，根据速度、功耗和功耗的变化来估计左和右流量。

在操作期间，转子组件230的轴向位置在泵200的控制周期(例如，10秒)期间在左位置和右位置之间来回转换。随着转子组件230轴向位置的转换，如上所述，左泵242和右泵252的几何结构和液压性能发生变化。这导致左泵242和右泵252的出口流量和压力相应的产生净变化或者调整，增加了泵一侧的出口流量和压力而减小了泵相反侧的出口流量和压力。因此，血泵200和控制器282被配置为，通过左泵242和右泵252液压性能的增量变化来平衡肺和系统流量以及心房压力。

图6的血泵200的主动控制实施方式使用前叶片间隙来调制性能。这具有两个潜在的优点。第一，右/左性能偏差可以以更高的复杂性为代价来外部控制。第二，整个轴向间隙较小，这允许更好的泵送效率。而且，转子磁体262短于定子磁芯226以允许转子组件230进行可控量的自由轴向移动。

在血泵200操作期间，左和右心房压力平衡于几个mmHg内。随着流量接近于平衡，血泵200的电流消耗的趋势指示用于微调占空因数的调整方向。而且，可以以常规脉冲速率调制泵转速以在患者中产生脉动流量和压力以及稳定的血液动力。例如，已发现，±30％转速调制要求高脉动条件。进一步，转速波形可被调节为适应体压力脉冲的特征以模仿临床上期望的振幅和心脏收缩/舒张时序。

有利地，由于流量与电流和转速直接相关，可分析电流波形来确定每个控制周期中的流量中的任何中断。例如，这会有助于探测左或者右心房的衰竭，在这种情况下，转速脉动的平均速度或者幅度的递减，可被自动触发。而且，基于转速和占空因数，患者的肺和体压力以及血管阻抗可通过计算评估，从而允许系统用作持续性患者监视器。

根据本发明第三实施方式的血泵400如图7所示。图7的血泵400具有类似于图6的实施方式的结构，除了图7的实施方式包括在操作期间不轴向移动以改变泵几何结构的转子组件410之外。在该结构中，转子磁体420的长度等于或者大于定子磁芯422，其在磁性上限制转子组件410的轴向位置。

图7的血泵400可特别适合于用作心脏辅助装置(VAD)，例如，在单个泵中结合了右心脏辅助装置(RVAD)和左心脏辅助装置(LVAD)功能的双心脏辅助装置(BiVAD)。通过RVAD，整个肺动脉流量在该VAD和天生的心室(native ventricle)之间分配，因此，精确的右/左泵送控制不如全人工心脏严格。已发现，性能特征可被构思为泵送元件设计，其可允许一定程度的BiVAD系统全被动调节。在该实施方式中，左泵442(LVAD)和右泵452(RVAD)的构造和几何结构可设计为具有类似于图8中所示的压力对流量特征。如图8中所示，左泵442具有随着流量增加急剧减小的压力上升，使得左流量主要是转速的函数。右泵452具有作为转速的函数且与流量相对无关的特征压力上升。以这种方式，左泵442作为系统流量的流量调节器，而右泵452作为用于适度解除右心脏负担的差动压力调节器。

根据本发明第四实施方式的血泵500如图9-12所示。图9-12的血泵500具有类似于图1-5和7的实施方式的两级或者双重离心泵结构。因而，血泵500可被配置为用作全人工心脏(TAH)设备。然而，血泵500可适用于非TAH的实施，例如，双心室支持或者其中需要具有压力平衡特点的双重或者两级流体输送泵的任何实施。

参照图9-11，血泵500包括定子组件520、转子组件530、左泵壳体540和右泵壳体550。在血泵500装配好的情况下，转子组件530由定子组件520支撑以绕轴线512转动。泵壳体540和550固定至定子组件520以包围转子组件530。转子组件530包括电动机转子532、第一或者左叶轮534、以及第二或者右叶轮536。

电动机转子532包括被包围或者装入壳体或者外壳564中的磁芯560(图12)，其上安装有环形永久磁体562。磁芯560可用低密度磁性可渗透材料构成，可用于帮助支撑电动机转子532上的磁体562，从而可成为零浮力转动组件，并对泵组件的姿态不敏感。左叶轮534和右叶轮536可通过例如粘合剂或者机械紧固件的已知方式，或者图9-11中所示的方式固定至磁芯560，可与壳体564形成(例如，模制)为单件材料。

定子组件520包括支撑电动机定子524的定子壳体522。电动机定子524包括在图12中分别由526和528图示的定子磁芯和电动机绕组。电动机绕组528电连接至控制电缆572的控制线570，控制电缆572穿过线管574和应变消除材料576进入定子壳体522。

血泵500在装配好时包括离心第一或者左泵送级或者泵542。左泵542包括左叶轮534和在其中设置有左叶轮的左泵送室544。左泵送室544至少部分地由左泵壳体540和定子组件520限定。左泵542还包括左泵入口546和左泵出口548，在所示实施方式中，左泵入口546和左泵出口548形成为左泵壳体540整体的一部分。左泵壳体540包括入口面590，其有助于限定与入口546流体连通的左泵送室544的入口部592。左泵壳体540还包括蜗形面594，其有助于限定与出口548流体连通的左泵送室544的蜗形部596。

血泵500在装配好时还包括离心第二或者右泵送级或者泵552。右泵552包括右叶轮536和在其中设置有右叶轮的右泵送室554。右泵送室554至少部分地由右泵壳体550和定子组件520限定。右泵552还包括右泵入口556和右泵出口558，在所示实施方式中，右泵入口556和右泵出口558形成为右泵壳体550整体的一部分。右泵壳体550包括入口面600，其有助于限定与入口556流体连通的右泵送室554的入口部602。右泵壳体550还包括蜗形面604，其有助于限定与出口558流体连通的右泵送室554的蜗形部606。右泵壳体550进一步包括邻近蜗形部606的腔室608，其中，右叶轮536随着转子组件530轴向移动至如图12所示的右方而进入蜗形部606中。右叶轮536随着进入腔室608而离开蜗形部606。

电动机转子532和电动机定子524有助于限定血泵500的电动机580，其驱动左泵542和右泵552。电动机580可以是适合于驱动泵542和552并传送期望性能特征的任何类型的电动机。例如，在所示实施方式中，电动机580可具有单相或者多相无刷、无传感器的DC电动机结构。电动机控制器(未示出)可操作地经由电缆572激励电动机580的相绕组528，以实现电动机部期望的性能，例如电动机转速或者电流。例如，电动机控制器可对电动机相位施加脉宽调制电压，以实现期望的电动机/泵性能。

参照图11，第一叶轮534包括支承板610和从转子530径向延伸的多个叶片612。叶片612包括第一或者主叶片614和第二或者分流叶片616，分流叶片短于主叶片。在图9-12所示实施方式中，有两个分流叶片616位于主叶片614对之间。叶片612配置有低入射入口和径向排放。

第二叶轮536包括支承板620和沿着转子530的端面径向延伸的多个叶片622。叶片622包括第一或者主叶片624和第二或者分流叶片626，第二叶片短于第一叶片。在图9-12所示实施方式中，主叶片624和分流叶片626以交替的方式绕转子530排列。叶片622配置有低入射入口和径向排放。

第一叶轮534的叶片612长于第二叶轮536的相应叶片622。图9-12的实施方式中的第一叶轮534和第二叶轮536的结构示出了一个示例性的叶轮结构。本领域技术人员将会理解，叶轮534和536可具有替换结构。

支承板610和620分别与左泵入口546和右泵入口556轴向对准。因此，作用在支承板610和620上的流体压力主要是入口压力，从而主要是轴向地，即平行于轴线512将力施加至转子组件530。由血泵500产生的出口压力主要于叶片612和622的端部产生。第一叶轮534的叶片612径向延伸超过支承板610的外直径。

在血泵500操作期间，转子组件530绕轴线512相对于定子组件520转动。转子组件530支持或者支撑在由所泵送的液体，即血液，形成的流体动力或者液体膜轴承上。可选地，血泵500可包括用于方便转子组件530转动的其他类型的轴承特点，例如，机械轴承或者由低摩擦材料形成或者涂覆的轴承表面。进一步可选地，转子组件530可以是磁悬浮的。

用于构造血泵500的材料可由有助于血液泵送实施的材料形成。例如，在使用期间暴露于血流中的血泵500的部分，例如，叶轮534和536以及泵壳体540和550，可由生物相容性材料形成、涂覆或包裹，例如，不锈钢、钛、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者这些材料的组合。在使用期间可彼此间相接触的血泵500的表面或者部分，例如，左叶轮534和泵壳体540、右叶轮536和泵壳体550，或者转子外壳564，还可由低摩擦材料形成或涂覆，例如，氟碳聚合物涂料、类似于金刚石的碳涂料、陶瓷、钛和涂覆有金刚石的钛。

本领域技术人员将会理解，在TAH方案中，重要的是平衡肺动脉血流和体动脉血流以及心房压力。例如，如果右泵552以高于左泵542的流速输送血液，血液会积累在肺中并可导致充血性心力衰竭。再例如，如果左泵542以高于右泵552的流速输送血液，血液会积累在肝中并可导致肝衰竭。因此，血泵500的目标在于平衡肺动脉血流和体动脉血流以及心房压力。根据本发明，血泵500通过调节左(全身的)泵542和右(肺的)泵552的几何结构或构造来平衡系统和肺心房压力以及动脉血流速。

根据本发明，血泵500配置有间隙，其使得转子组件530可相对于定子组件520轴向移动。参照图12，转子组件530位于大约该轴向间隙的中点。血泵500在左叶轮534和左泵壳体540之间具有轴向后间隙，标记为“D1”。如图12所示，D1是左叶轮534的叶片612和左泵送室544的背面578之间的间隙，其可至少部分地由定子组件520、左泵壳体540或者定子组件和左泵壳体两者限定。在泵500操作期间，当转子组件530相对于定子组件520轴向移动时，左叶轮534在左泵送室544内轴向移动。

血泵500在右叶轮536和右泵壳体550之间具有轴向前间隙，标记为“D2”。前间隙D2被限定于右叶轮536的支承板620和右泵壳体550上的环形脊630之间，其中，蜗形面604与限定腔室608的表面相交。间隙D2指示第二叶轮536的叶片622延伸进入腔室608和移出蜗形室606的程度。间隙D2还指示支承板620和脊630之间限定的环形开口或者孔径632的尺寸。孔径632限定第二叶轮536泵送液体经过蜗形室606所通过的面积。随着D2减小，孔径632的面积由于第二叶轮536的叶片622移动或者延伸出蜗形室606进入腔室608而减小。反之，随着D2增大，孔径632的面积由于第二叶轮536的叶片622移动或者延伸出腔室608进入蜗形室606而增大。

在图12所示结构中，左泵542性能随着D1减小而提高，而右泵552性能随着D2增大而提高。在血泵500操作期间，由于左泵542和右泵552所产生的流体动力泵送力，转子组件530可相对于定子组件520轴向移动或者往返。转子组件530可在其中D1和D2最大时的左位置和其中D1和D2最小时的右位置之间轴向移动。

当转子组件530在左和右位置之间轴向移动时，左泵542和右泵552的构造或者几何结构发生改变。左叶轮和左泵壳体540的背面578之间的间隙D1随着左叶轮534轴向位置的变化而变化，这改变了左泵542和左泵送室544的构造和几何结构。右叶轮和右泵壳体550之间的间隙D2随着右叶轮536的轴向位置的变化而变化，这改变了孔径632的尺寸、右泵送室554的构造和几何结构以及右泵552的构造或者几何结构。

随着D1间隙增大且D2间隙减小，第一泵542和第二泵552的液压输出减少。因此，对于给定的泵转速，随着叶轮534和536移向定子组件522(即，减小D1而增大D2)，泵542和552的液压输出，而压力以及流量相应地增加。反之，随着叶轮534和536远离定子组件522(即，增大D1而减小D2)，泵542和552的液压输出，而压力以及流量相应地减小。

因此，将会理解，对于本发明的血泵500的单电动机、两级结构，在左泵送级542处产生增加的压力和流量的转子组件530的轴向移动也将在右泵送级552处产生减小的压力和流量。类似地，在右泵送级552处产生增加的压力和流量的转子组件530的轴向移动也将在左泵送级542处产生减小的压力和流量。由此，对于血泵500的任意给定转速，如果转子组件530相对于定子组件520的轴向位置调整至合适的位置，左泵送级542和右泵送级552的压力和流量可保持平衡。

基于该原理，使用血泵500时，系统和肺压力及流量特征可通过调节转子组件530的轴向位置来控制。在图9-12的实施方式中，转子组件530的轴向位置，进而左泵542和右泵552的几何结构或者构造可受到被动控制。

在血泵500的被动控制结构中，转子组件530的轴向位置通过操作期间由左泵542和右泵552所产生的液压力被动地或者固有地控制。

在操作期间，由控制器执行的控制算法调节泵转速以提供常规的系统流量。平衡的系统和肺流量通过调节转子组件530的轴向位置来实现。转子组件530的轴向调整由于左叶轮534和右叶轮536以及液压而固有地或者自动地发生。参照图13，泵500转速的控制是基于转速、电功耗和平衡输出流量之间的特征数值关系的。在图13中，净瓦特等于供给电动机的电功率减去轴承牵引功率/电动机效率，且通过控制功率减去运行无叶轮的电动机所需的功率而计算得到，其中，体血管阻抗(SVR)＝500-2000dynesec/cm⁵，而肺血管阻抗(PVR)＝100-500dynesec/cm⁵。而且，在图13中，KRPM是电动机rpm/1000。响应于转速脉冲的电流还将允许估计体血管阻抗，其可相关于功耗随转速的变化。

由于作用在叶轮534和536的支承板部610和620上的轴向液压力主要是由泵入口压力产生的，所以转子组件530的轴向位置响应于左入口部592和右入口部602之间的压差来调节。随着转子组件530轴向位置的调节，如上所述，左泵542和右泵552的几何结构和液压性能改变。这导致左泵542和右泵552的出口流量和压力、这两个泵之间流体连通压力和流量性能的相应变化或者调整。因此，血泵500配置有自调节转子组件530，其通过左泵542和右泵552液压性能的增加来帮助平衡肺和系统流量、以及心房压力。

当以大间隙操作时，最小泵性能出现在泵送叶片位于轴向间隙(前后间隙相等)的中间时。因此，可通过轴向移动叶轮534和536来调制性能。左泵542的最大性能出现在后间隙D1最小时，而右泵552的最大性能出现在前间隙D2最大时。图9-12的实施方式中执行的被动控制通过调节间隙D1和D2来调制性能。使用后(内)边缘调制性能的优点是，工作于转子组件上的液压力可迫使用于被动控制的轴向移动方向正确，因而消除了对主动轴控制系统的需要。

在图9-12的实施方式中，左泵542配置为具有陡峭的压力上升对流量特征，并还经由叶轮叶片间隙D1来调整性能，以便左泵输出随着转动组件移动至图12中所示的右方而增大。右泵552配置为通过产生控制叶轮叶片排放的孔径632来调整性能，输出随着转动组件移动至右方(图12)而减小，随着转动组件移动至左方而增大。

有利地，该结构为自调节的。响应于变化的血管阻抗，转动的转子组件530沿最低入口压力的方向移动以自动校正左入口546和右入口556的入口压力之间的不平衡。因此，例如，在由于左心房吸入导致入口阻塞的情况下，左入口压力下降且转动的组件移动至左方，即，低压力的方向。这导致左泵性能降低同时右泵性能增加，从而自动校正吸入条件。在右心房吸入的情况下，泵500将类似地且相应地操作以自动调节。

从上述本发明的说明中，本领域技术人员将意识到各种改善、变化和修改。这些本领域内的改善、变化和修改旨在由所附权利要求所涵盖。

Claims (14)

1.一种泵，包括：

壳体，限定用于第一泵的第一泵壳体和用于第二泵的第二泵壳体，所述第一泵壳体包括第一泵送室，所述第二泵壳体包括第二泵送室，所述第二泵送室包括入口面，所述入口面限定入口室；

转子，支撑在所述壳体中且能够绕轴线转动，所述转子包括设置在所述第一泵壳体中的第一叶轮和设置在所述第二泵壳体中的第二叶轮，所述泵在所述第一叶轮和所述第一泵送室的背面之间具有轴向后间隙，并在所述第二叶轮的支承板环形脊之间具有轴向前间隙，其中，在所述环形脊处，所述入口面与邻近于所述入口室的腔室相交；

所述泵被配置为使得作用在所述第一叶轮上的入口压力沿所述轴线以第一方向相对于所述壳体、朝向所述前间隙和所述后间隙最小时的第一位置移动所述转子，而作用在所述第二叶轮上的入口压力沿所述轴线以相反于所述第一方向的第二方向相对于所述壳体、朝向所述前间隙和所述后间隙最大时的第二位置移动所述转子，所述转子响应于所述入口压力而沿所述第一和第二方向的移动调节所述泵的液压性能特征，以此平衡所述入口压力，其中，第一泵的性能随着所述后间隙减小而提高，而第二泵的性能随着所述前间隙增大而提高。

2.如权利要求1所述的泵，其中，所述第一泵壳体和所述第一叶轮帮助限定所述泵的第一泵送级，而所述第二泵壳体和所述第二叶轮帮助限定所述泵的第二泵送级，所述转子沿所述轴线的移动改变所述第一和第二泵送级的液压性能特征。

3.如权利要求1所述的泵，其中，所述转子在血液中是零浮力的，所述转子由于所述零浮力而对位置姿态不敏感。

4.如权利要求1所述的泵，其中，所述壳体包括：

第一泵壳体部，其帮助限定其中所述第一叶轮被支撑以绕所述轴线转动的第一泵送室，所述第一叶轮能够相对于所述第一泵壳体部沿所述轴线移动；以及

第二泵壳体部，其帮助限定其中所述第二叶轮被支撑以绕所述轴线转动的第二泵送室，所述第二叶轮能够相对于所述第二泵壳体部沿所述轴线移动；

所述第一和第二叶轮在沿所述轴线随着所述转子相对于所述第一和第二泵壳体部移动而移动时调节所述泵的液压性能特征。

5.如权利要求1所述的泵，其中：

第一转子包括第一支承板，其轴向对准且直接朝向所述第一泵壳体部的第一泵入口，以使得作用在所述第一支承板上的流体压力主要是沿所述轴线以第一方向施加轴向液压力至所述转子的入口压力；以及

第二转子包括第二支承板，其轴向对准且直接朝向所述第二泵壳体部的第二泵入口，以使得作用在所述第二支承板上的流体压力主要是沿所述轴线以相反于所述第一方向的第二方向施加轴向液压力至所述转子的入口压力。

6.如权利要求5所述的泵，其中，对于给定的泵转速，所述转子具有如下轴向位置：在该轴向位置，施加在所述第一和第二支承板上的轴向力相等且反向。

7.如权利要求1所述的泵，其中，所述泵被配置为使得作用在所述第一叶轮上的流体入口压力沿所述轴线以第一方向施加轴向力至所述转子，而作用在所述第二叶轮上的流体入口压力沿所述轴线以相反于所述第一方向的第二方向施加轴向力至所述转子。

8.如权利要求7所述的泵，其中，由作用在所述第一和第二叶轮上的流体入口压力施加至所述转子的所述轴向力调节所述转子的轴向位置，以帮助平衡作用在所述第一和第二叶轮上的流体入口压力。

9.如权利要求1所述的泵，其中，所述泵的液压性能通过调节所述第一和第二叶轮至少之一的叶轮叶片和所述壳体的背面之间的后间隙而得到调节。

10.如权利要求1所述的泵，其中，所述泵的液压性能通过响应于所述转子相对于所述壳体的轴向移动，将所述第一和第二叶轮至少之一移出泵送室且移入相邻的腔室而得到调节。

11.如权利要求1所述的泵，其中，所述泵的液压性能通过响应于所述转子相对于所述壳体的轴向移动，调节泵送孔径的尺寸而得到调节。

12.如权利要求1所述的泵，其中，所述第一和第二叶轮中的每一个包括支承板和从所述支承板径向延伸的多个叶片，所述叶片具有径向延伸超过所述支承板的外周的端部。

13.如权利要求12所述的泵，其中：

所述第一叶轮所产生的出口压力主要在所述第一叶轮的叶片的端部生成；以及

所述第二叶轮所产生的出口压力主要在所述第二叶轮的叶片的端部生成。

14.如权利要求12所述的泵，其中，所述第一和第二叶轮的叶片包括带有低入射入口和径向排放的主叶片和分流叶片。