CN103170020A - 血泵和泵送血液的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种血泵，包括：壳体组件，其包括第一壳体部件和第二壳体部件，所述第一壳体部件由一个连续的非组装材料件形成；所述壳体部件限定了具有内表面的泵腔室；多个抬升件，其整体地形成于所述第一壳体部件的内表面上；所述抬升件在所述血泵运行期间向转子提供流体动力轴承表面。本发明还披露了一种泵送血液的方法。

Description

血泵和泵送血液的方法
相关申请
本申请要求于2006年3月31日提出的名称为“Rotary Blood Pump”的美国临时申请No. 60/787,738的优先权，该临时申请以引用方式结合在本文中。
技术领域
本申请涉及血泵的技术领域，具体涉及血泵和泵送血液的方法。
背景技术
血泵对于治疗心脏病且尤其是心力衰竭仍然特别地有用。通常，血泵植入患者体内并连接至患者的循环系统作为心室辅助装置，或在某些情况下，作为人造心脏。然而，血液的脆弱性和泵的可靠性的绝对必要对于设计更完美的血泵提出了很多障碍。
例如，大多数血泵包含运动部件，例如，迫使血液进入和离开泵壳体的推动器。如果这些运动部件未合理地设计和调节，则穿过该泵的血液会被损坏，从而导致溶血或血栓症。此外，这些运动部件会相互磨损，从而导致部件故障和对血液造成的热积聚的可能性增大。
在授予Wampler等人的美国专利No. 6,234,772和授予Woodard等人的美国专利No. 6,250,880中，可以看到两种最近的血泵实例。Woodard的专利显示了一种旋转式血泵，其包括专门由流体动力轴承所支承的推动器。Wampler的专利描述了一种旋转式血泵，其既包括流体动力支承轴承又包括利用排斥磁力的径向磁性轴承。
在这两个专利中任一者的情况下，血泵的推动器都包含布置在推动器叶片内的电动机驱动磁体。电磁体定位在泵壳体中，以产生驱动电动机驱动磁体且因此驱动推动器进行旋转的磁场。
这两种血泵都受到液压低效率的困扰，这至少部分地是由于为了包含电动机转子磁体所需要的大型、非常规的推动器叶片的几何结构。这些设计的进一步低效率是由推动器电动机转子磁体与电磁体背铁之间自然的吸引作用而引起的。另外，这些血泵设计唯独依赖于流体动力轴承来提供轴向支承，这会导致能损坏血液并导致患者健康的医学并发症的过度剪切力。
鉴于以上论述，显而易见，需要一种克服现有技术局限性的血泵。具体来说，需要一种降低现有技术泵设计中固有的会导致泵故障或血液损坏的低效率。
发明内容
本发明的一个目的是克服现有技术的局限性。
本发明的又一目的是提供一种具有比现有技术设计更长寿命的旋转泵。
本发明的另一目的是提供一种降低对患者血液的损坏的旋转泵。
本发明的再一目的是提供一种包括比现有技术设计功率消耗更低的旋转泵。
本发明的另一目的是提供一种更有效地通过患者循环系统泵送血液的旋转泵。
本发明试图通过提供一种带有磁性轴向轴承和流体动力轴承的旋转式血泵来实现这些目的。在根据本发明的一个实施例中，旋转泵包括通过磁性轴向轴承和流体动力轴承而支承在泵壳体组件内的转子组件。该磁性轴向轴承包括定向为相互吸引的至少两个磁体。一个磁体定位在泵壳体主轴中，而另一磁体布置在转子组件内、靠近该主轴。在这个方面，这两个磁体形成了轴向吸引力，该轴向吸引力至少部分地保持转子组件的相对轴向位置。流体动力轴承形成于在该转子组件下方的形成紧密间隙的倾斜表面之间。当血液进入该泵时，流体动力轴承会在转子组件上产生向上的轴向力。因此，在运行期间，转子组件的总体位置得以保持，其中在运行期间与泵壳体发生最小的实体接触或不发生实体接触。
本发明的一个优选实施例包括：泵壳体，其限定了具有入口孔和出口孔的泵腔室；转子，其布置在泵壳体内；及轴向磁性轴承，其布置在所述泵腔室内，以至少部分地支承所述转子；所述轴向磁性轴承包括第一磁体，其形状设计为使得所述第一磁体的质量中心偏离所述轴向磁性轴承的轴线，所述第一磁体产生特定径向方向上的磁力。
该优选实施例的另一方面可进一步包括主轴，且其中所述第一磁体布置在所述主轴中。
在该优选实施例的另一方面中，所述轴向磁性轴承进一步包括第二磁体，所述第二磁体的形状设计为使得所述第二磁体的质量中心与所述轴向磁性轴承的所述轴线对准，所述第二磁体布置在所述转子内。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体的截面为非圆形。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体的所述非圆形截面大致为“D”形截面。
本发明的另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：泵壳体，其限定了具有入口孔和出口孔的泵腔室；主轴，其布置在所述泵腔室内；转子，其布置在所述泵壳体内，并且至少部分地围绕所述主轴，所述转子包括第一磁体；及第二磁体，其布置在所述主轴内，所述第二磁体的形状设计为使得所述第二磁体的质量中心偏离所述主轴的轴线，以便所述第二磁体在自所述第二磁体向外的预定方向上提供降低的径向磁力；其中所述第一磁体和所述第二磁体构成了轴向磁性轴承。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体的所述质量中心与所述转子的轴线对准。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体是环状形状的。
在该优选实施例的另一方面中，所述第二磁体具有非圆形截面形状。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体包括沿所述第二磁体磁极的相反方向定向的磁极。
本发明的另一优选实施例包括补偿血泵中径向偏置的方法，该方法包括：提供用于使血液循环的血泵；在所述血泵内于轴向磁性轴承上旋转推动器，以致使血液运动穿过血泵，血液的所述运动在所述转子上引起径向偏置；产生方向和量值与所述径向偏置大致相反的磁力，所述磁力由形状设计为具有与所述轴向磁性轴承的轴线相间隔开的质量中心的磁体来产生。
在该优选实施例的另一方面中，产生所述磁力包括提供具有非圆形截面的磁体。
在该优选实施例的另一方面中，提供具有非圆形截面的磁体包括提供具有D形截面的磁体。
在该优选实施例的另一方面中，产生力进一步包括提供所述推动器绕其旋转的主轴并在所述主轴中提供磁体。
本发明的另一优选实施例包括血泵，该血泵包括壳体组件、转子和轴向磁性轴承。该壳体组件包括内部空间。该转子布置在所述内部空间中。该轴向磁性轴承包括：第一磁体，其布置在所述转子内并具有北极和南极；第二磁体，其布置在所述内部空间中靠近所述转子中心，并且具有北极和南极。
该优选实施例的另一方面可进一步包括布置在所述壳体组件内的主轴，且其中所述第二磁体布置在主轴中。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一磁体的所述北极和南极沿所述第二磁体的所述北极和南极的相反方向来定向。
该优选实施例的另一方面可进一步包括位置调节组件，其联接到所述第二磁体上，以修改所述第二磁体相对于所述第一磁体的位置。
本发明另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：壳体组件，其包括第一壳体部件和第二壳体部件，所述第一壳体部件由一个连续的非组装材料件形成；所述壳体部件限定了具有内表面的泵腔室；多个抬升件，其整体地形成于所述第一壳体部件的内表面上；所述抬升件在所述血泵运行期间向转子提供了流体动力轴承表面。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一壳体部件包括定子腔室。
在该优选实施例的另一方面中，所述定子腔室包括用于从所述血泵外部选择性地通到所述定子腔室的可移除式通入盖。
在该优选实施例的另一方面中，所述多个抬升件中的各装置均包括细长的倾斜表面。
在该优选实施例的另一方面中，所述多个抬升件中的各装置均还包括与所述细长倾斜表面共同延伸的短小平坦表面。
本发明另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：壳体，其限定了具有内表面的内部泵腔室；转子，其布置在所述内部泵腔室内；位于所述转子下方的所述内表面由连续的非组装材料形成，其构成了所述壳体的下部部分，并且所述内表面具有从其上整体地形成的多个抬升件，所述抬升件与所述转子的底面形成了流体动力轴承。
该优选实施例的另一方面可进一步包括可从所述血泵的外部通入的定子腔室。
在该优选实施例的另一方面中，所述抬升件由细长倾斜表面构成。
本发明的另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：壳体组件；布置在所述壳体组件中的推动器；由所述壳体组件形成的泵腔室，所述泵腔室具有入口和出口；及出口流动路径，其包括围绕该泵腔室的周边而定位、形成环面形状的第一槽及连接到所述第一槽和所述出口的第二槽，所述第二槽具有大于所述第一槽的尺寸，所述第一槽的尺寸设计为以便对所述出口上游的流动节流，并从而引起所述推动器与所述壳体组件之间的泄漏流。
在该优选实施例的另一方面中，所述第二槽的尺寸朝向所述出口逐渐增大。
在该优选实施例的另一方面中，所述泄漏流介于所述推动器与所述壳体组件的主轴之间。
在该优选实施例的另一方面中，所述第二槽与所述主体共同形成与所述出口相连通的出口通道。
本发明的另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：泵壳体，其限定了具有入口孔和出口孔的泵腔室；转子，其布置在所述泵壳体内；环面形状的涡壳(volute)，其由所述泵壳体限定，所述涡壳围绕所述泵腔室沿周边设置，形成了与所述出口孔相连通的出口通道，并且直径朝向所述出口孔逐渐增大，所述环面形状的涡壳具有对所述出口孔上游流体流进行节流的尺寸，且从而引起所述转子与所述泵壳体之间的泄漏流。
在该优选实施例的另一方面中，所述涡壳围绕所述泵腔室的整个周边而设置。
在该优选实施例的另一方面中，所述涡壳由所述泵壳体的配合部分的相匹配的槽构成。
本发明另一优选实施例包括泵送血液的方法，该方法包括：提供限定泵腔室的泵壳体，该泵腔室使血液自所述泵壳体中的入口通过所述泵腔室的推动器运动到所述泵壳体中的出口；以及增大所述泵腔室中的所述血液在所述出口上游的压力，以推动所述推动器与所述泵壳体的相配合的表面之间的泄漏流。
在该优选实施例的另一方面中，增大所述泵腔室中所述血液的压力包括使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳。
在该优选实施例的另一方面中，使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳包括使血液通过具有介于约2mm-5mm之间的直径的所述涡壳。
在该优选实施例的另一方面中，使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳包括：相对于该出口，使该泵内部的压力增大介于约50%与约100%之间。
本发明另一优选实施例包括血泵，该血泵包括：泵壳体，其限定了具有入口和出口的泵腔室；转子，其可旋转地布置在所述泵腔室内；及至少一个抬升件，其定位在所述泵腔室的表面上以与所述转子形成流体动力轴承表面，所述抬升件包括从所述泵腔室以一定角度延伸的第一表面，以及连接到所述第一表面并大致平行于所述泵腔室的所述表面而延伸的第二表面；其中所述第一表面至少长于所述第二表面。
该优选实施例的另一方面可进一步包括多个抬升件。
在该优选实施例的另一方面中，所述第一表面相对于所述泵腔室的所述表面倾斜介于约0.5度与约3度之间。
附图说明
图1显示了根据本发明的旋转式血泵的透视图；
图2显示了图1血泵的分解视图；
图3A显示了根据本发明的壳体顶部的透视图；
图3B显示了图3A的壳体顶部沿图3A的线3B-3B的剖面图；
图4A显示了根据本发明的壳体中部的透视图；
图4B显示了图4A的壳体中部沿图4A的线4B-4B的剖面图；
图4C显示了图4A的壳体中部的俯视图；
图5A显示了根据本发明的壳体底部的透视图；
图5B显示了根据本发明的图5A壳体底部的视图；
图5C显示了根据本发明的图5A壳体底部的平面图；
图5D显示了根据本发明的图5A壳体底部的仰视图；
图5E显示了根据本发明的图5A壳体底部的底部透视图；
图5F显示了根据本发明的优选实施例的底部透视图；
图5G显示了根据本发明的壳体底部的仰视图；
图5H显示了来自图5F的轴组件的透视图；
图5I显示了来自图5G的轴组件的侧面图；
图6A显示了根据本发明的主轴磁体的俯视图；
图6B显示了图6B的主轴磁体的剖面图；
图6C显示了根据本发明的主轴磁体的俯视图；
图6D显示了根据本发明的主轴磁体的俯视图；
图6E显示了根据本发明的主轴磁体的透视图；
图7A显示了根据本发明的止推轴承板的透视图；
图7B显示了图7A的止推轴承板的放大透视图；
图7C显示了图7A的止推轴承板的俯视图；
图7D显示了图7A的止推轴承板的剖面图；
图8显示了根据本发明的柔性电路的仰视图；
图9A显示了根据本发明的电动机组件的透视分解图；
图9B显示了图9A的电动机组件的剖面图；
图9C显示了根据本发明的线圈的透视图；
图9D显示了图9C的线圈的俯视图；
图9E显示了图9C的线圈的剖面图；
图10A显示了根据本发明的转子壳体底部的俯视图；
图10B显示了图10A的转子壳体底部的剖面图；
图11A显示了根据本发明的转子壳体顶部的俯视图；
图11B显示了图11A的转子壳体顶部的剖面图；
图11C显示了图11A的转子壳体顶部的放大剖面图；
图11D显示了图11A的转子壳体顶部的简化剖面图；
图12A显示了根据本发明的电动机磁体的俯视图；
图12B显示了图12A的电动机磁体的剖面图；
图13A显示了根据本发明的转子轴向磁体的俯视图；
图13B显示了图13A的转子轴向磁体的剖面图；
图14显示了根据本发明的磁性轴向轴承的剖面图；
图14A显示了根据本发明的磁性轴向轴承的剖面图；
图15A显示了根据本发明的磁性轴向轴承的剖面图；
图15B显示了根据本发明第二实施例的磁性轴向轴承的剖面图；
图15C显示了根据本发明第三实施例的磁性轴向轴承的剖面图；
图16显示了图1的旋转式血泵的侧部剖面图；
图17A显示了图1的旋转式血泵的透视剖面图；
图17B显示了图1的旋转式血泵的放大剖面图；
图18A显示了根据本发明的磁性轴向轴承的顶部剖面图；
图18B显示了根据本发明的磁性轴向轴承的优选实施例的顶部剖面图；
图19显示了根据本发明的作用于转子组件上的流体静压的等值线图表；及
图20显示了根据本发明的作用于转子组件的底部上的流体静压和流体动压的等值线图表。
具体实施方式
图1显示根据本发明的旋转式血泵100的优选实施例。旋转式血泵100联接到患者的循环系统，从而允许血液通过入口110进入，然后在一小段时间后通过出口108离开。
如图2中所见，血液主要由壳体组件101内的转子组件105驱动穿过旋转式血泵100。转子组件105并未实体连接到壳体组件101上。相反，转子组件105是由如下轴承来支承的：形成于止推板114与转子组件105的底面之间的轴向流体动力轴承、介于转子组件105的内径与止推板114的主轴部分的外径之间(或在可选方案中，介于转子组件105的外部与壳体组件101的内径之间)的径向流体动力轴承、以及形成于主轴磁体119与转子轴向磁体124之间的轴向磁性轴承。在名称为“Rotary Blood Pump”的美国申请No. 10/940,419中对这些轴承的性质进行了详细地论述，该美国申请以引用方式并入本文中。从而在运行期间，转子组件105与壳体组件101之间的接触得以减少，且在一个实施例中，甚至降至零接触，从而相对于现有技术设计降低了摩擦，降低了发热，并降低了功率要求。
转到图2，该分解视图显示了组成旋转式血泵100的三个主要组件：泵壳体组件101、电动机组件103和转子组件105。
一般来说，泵壳体组件101构成了旋转式血泵100的主体，该泵壳体组件包括壳体顶部102和壳体底部104，该壳体顶部和壳体底部通过焊接紧固到、并由对准销112对准到壳体中部106的顶侧和底侧。图3A显示了壳体顶部102的透视图，该壳体顶部102包括部分地定位穿过侧面区域的出口通道102B。图3B显示了壳体顶部102的剖视图，其具有装纳入口通道102C的隆起区域102A。
图4A-4C显示了壳体中部106的各个视图，该壳体中部106包括围绕壳体中部106的开口周边而设置的槽106B，槽106B连接到形成收缩涡壳形状的出口槽106A。当壳体顶部102栓接到(或可选地焊接到)图4A中所示的顶面上时，两个槽106A和106B协同隆起部分102A形成完整的出口通道102B。槽106B包括相对恒定的宽度或形状，而出口槽106A的宽度朝向其端部(即朝向出口的离开点)增大。
通常，这种涡壳形状通过在转子组件105后提供稳定的“泄露”来防止血流的停滞，从而降低了血栓形成的风险。如图16、17A和17B中最佳所见，该泄露开始于转子组件105的外径与壳体中部106的内径之间的圆柱形空隙中，沿轴向流到转子组件105的背部。接下来，该血流流向转子组件105的位于止推板114与转子组件105背部之间的中心。最后，血流向前流入转子组件105的开孔与主轴114D的外径之间的间隙，向回流过主轴114D的顶部。因此，利用该血液循环路径，通过产生在转子组件105的周边处高于转子组件105中心处的压力梯度，可获得低的流率。
典型离心泵的正常运行产生压力梯度，使得当流体接近转子叶片的出口时压力升高。在典型的左心室辅助装置(LVAD)移植中，该压力将高到足以确保转子周围的良好泄露，这类似于前述的流动路径。在这种布置中，推动器周边处的静压小于泵排放喷嘴处的压力。这是因为该涡壳和排放喷嘴的形状设计为将速度头转变成静压头，并提高泵的液压效率。
然而，本优选实施例的设计考虑了泵出口处并未配置有相对于泵入口的较高压力头的应用。更具体来说，本优选实施例的“工作头(working head)”是低工作头，且因此如果使用高效、优化的涡壳和排放喷嘴(即出口108)，则驱动压力将不足以确保越过泄露路径的充分泄露。
因此，如前所述，本优选实施例通过利用收缩的涡壳形状对血流进行节流来增大泵壳体中的压力，从而增大泄露路径上驱动压力。该环面形状的涡壳的直径很小(例如直径介于约2-5mm之间)，使得该涡壳中有显著的压力损失。相比于泵100内部的泵腔室，涡壳中的这些损失导致了出口108处较低的压力。所得到的在转子组件105周边处的较高压力提供了足够的驱动压力(例如，在给定设计点(例如，1.3 lpm)处约为100 mm Hg，在低于给定设计点的流速(0.7 lpm)下约为25 mm Hg，且在高于给定设计点的流速(例如，2 lpm)下为200 mm Hg)，并且提供足够的泄漏流，以降低血栓形成的风险。例如，当转子组件105在约2500 RPM至6000 RPM之间转动时，在出口处测得的压力会升高约50%-100%。
图5A-5G显示了壳体底部104，该壳体底部104限定了接收本说明书中稍后描述的电动机组件103的环形凹陷或环形隔舱104A(图5D-5G中最佳地可见)。如图中所见，隔舱104A通过底部盖115(图16中最佳地可见)密封(例如，激光焊接)在泵100的底部处。
除了电动机组件103以外，隔舱104A还允许通入到止推板114(图7A-7D)的主轴114D的内部，主轴114D包括主轴磁体119(如图5H、图6D和图6E中所见)以及部分地组成该泵的轴向轴承的轴组件109A(5H和5I)。如图5H中最佳所见，主轴磁体119的中心孔口滑过主轴109B，并由轴颈基部109C来支承。轴组件109A的螺纹部分109D旋入带螺纹的中心通道104C中，以使得主轴磁体119定位在主轴114D的内部。虽然该螺纹布置保持了轴组件109A的位置，但是它也允许使用者调节主轴磁体119在主轴内部的轴向高度。换言之，使用者可旋转轴组件109A来轴向地移动主轴磁体119(用标记109E来视觉追踪轴组件109A的旋转)。因此，使用者可根据需要微调轴向磁性轴承，以优化泵100的性能。
在一个备选的优选实施例(未显示)中，可从顶部或内表面通入壳体底部104的隔舱104A。更具体来说，止推板114可为非整体式的或可移除的，从而防止从泵100的外部通入。
如图7A-7D中所见，壳体底部104的顶面包括整体式止推板114，该整体式止推板包括先前提及的包括主轴磁体119的主轴114D。止推板114具有至少三个抬升件114A，其各由细长倾斜表面114B和抬高的短小平坦表面114C来形成。在一个实例中，细长倾斜表面114B相对于止推板114的顶面倾斜了约0.5度至约3度之间。当转子组件105与止推板114的抬升件114A之间的间隙低于预定阈值时，这些抬升件114A会形成流体动力轴承。在一个实施例中，该预定阈值在约0.0002英寸至0.001英寸的范围内。流体动力轴承的另外的实例可参见授予Woodard等人的美国专利No.6,250,880，该专利的内容以引用方式并入本文中。
如图2、图8、图9A和图9B中最佳所见，电动机组件103布置在密封的环形隔舱104A内。如图9C-图9E中所示，电动机组件103通过使电流传导经过线圈130的导线130A来产生磁场。如图8中最佳所见，每个线圈130的导线130A都连接到柔性电路132上的触点132A上。如图2中最佳所见，柔性电路132通常较薄且为环形，经由三个接点132B而连接至从泵100引出的引线131的细长区域，其通过壳体底部104的环形隔舱104A壁内的通道133得到馈送。然后，线路131的外部细长区域的端部连接至电缆(未显示)并最终连接至控制器(也未显示)，该控制器提供产生所需的磁场以驱动电动机组件105所必需的电力。应理解，触点132A在柔性电路132上的位置可布置成各种不同的构造。例如，柔性电路132的周边附近的触点132A可定位成更加靠近电路132的中心，以便更好地使触点132A电隔绝(electrically insulate)。
应注意，在其中止推板114与壳体底部104不成整体(例如，止推板114通过粘合剂或环氧树脂来附连)的备选的优选实施例中，线圈130的顶侧覆盖有钛箔，该钛箔焊接到壳体底部104上，以提供血液与电动机组件103之间的密封。另外，还可将止推板114(其也可由钛构成)焊接到壳体底部104上。在其中止推板114是壳体底部104的整体组成部分的优选实施例中，钛箔就不是必需的了。
电动机组件103还包括背铁134，该背铁具有与环形隔舱104A的形状类似的环形形状。优选的是，背铁134定位在柔性电路132下方，以增强由线圈130所产生的磁场。一旦激活，电动机组件103便产生驱动定位在止推板114上方的电动机组件105进行旋转的磁场。
另外，电动机组件103还包括外部部件135B、内部部件135A和顶部部件137，其优选地由非导电材料构成以有助于将线圈130电隔绝。
转子组件105的外部形状由转子壳体底部126(如图10A和图10B中所见)及转子顶部118(如图11A-图11D中所见)来限定。转子顶部118和转子壳体底部126两者都包括尺寸设计为以便围绕止推板114的主轴114D的周边而配合的中心孔口。转子顶部118包括驱使进入的血液从开口108离开的曲面推动器叶片118A。优选的是，每个叶片118A都具有设计为以便满足所需的流速要求和压力要求的高度和曲线。此外，转子组件105的尺寸和形状是以优选流速范围(泵设计为在该范围中运行)的所需标称流量和压力头为基础进行设计的。在一个优选实施例中，流速范围介于约0.5升/分钟与2升/分钟之间，且最优的是约1.3升/分钟的流速。如图11D中最佳所见，转子顶部118的顶面118B包括总体倾斜的斜坡形状。与某些现有技术设计不同，转子顶部118的顶面118B的角度相对较浅，从而提供了一个总体较薄的轮廓。例如，顶面118B可优选倾斜小于约10度，且更具体来说相对于水平面处于约3.80度到4.00度的范围内。
转子组件105包括三个主要构件：转子轴向磁体组件124、电动机转子磁体122和背铁120。如图2和图16中最佳所见，背铁120和电动机转子磁体122具有大致相同的直径，从而允许背铁120坐落于电动机磁体122的顶部上以增强磁场。如图16中最佳所见，图13A和图13B中所见的转子轴向磁体组件124围绕转子组件105的内径而定位，并且定位在电动机磁体122和背铁120的中心孔口内。优选的是，在转子壳体底部126内，围绕其内部空间的外周边还包括间隔体123，以保持电动机转子磁体122和背铁120在壳体底部126内的位置。
在一个优选实施例中，如图12A和图12B中所见，电动机转子磁体122由多个具有交替极性的磁体区域122A构成。随着将电力到电动机组件103，线圈130产生了磁场，该磁场驱动电动机磁体122，从而使电动机组件105进行旋转。
电动机转子磁体122优选是吸引电动机组件103的背铁134的永久磁体。该吸引作用倾向于将转子组件105拉向止推板144，从而对转子组件105形成显著的轴向载荷。先前的旋转泵设计(例如，美国专利No. 6,234,772和No. 6,250,880中所见的那些旋转泵设计)主要依赖于流体动力止推轴承来克服这种轴向载荷力。然而，由于这些流体动力轴承在转子与止推板之间使用了一薄层血液，所以经过的血液必须支承该轴向载荷的全部力。结果，由于强烈的剪切力，血细胞更加容易受到损坏，从而形成严重的并发症，例如，溶血或结块。此外，承载该流体动力轴承所需的动力随着载荷增大而增大。因此，高度承载的流体动力轴承会给泵造成显著的动力损失。
如编号No .10/940,419的美国申请(上文以引用方式并入)中详细论述的那样，本发明将该轴向载荷力分布在流体动力轴承与轴向磁性轴承之间。然而，在本申请中，详细阐述这种构造是有益的。
如前所述，该流体动力轴承包括位于止推板114上的三个止推锥或抬升件，由于转子底部表面与止推锥114之间的相对运动，所以当转子组件105处于靠近止推板144的预定距离时，止推板114对转子组件105产生向上的力。在一个优选实施例中，所有抬升件114A的累积总面积介于止推板114的总面积的约40%至90%的范围内。经确定，呈这种构造的三个抬升件为本发明泵提供了必要的流体动力轴承效应。
如图14、图16、图17A和图17B中所见，轴向磁性轴承包括转子轴向磁体124和主轴磁体119。在图14中所见的一个优选实施例中，转子轴向磁体124和主轴磁体119具有沿轴向方向反向平行的磁场。因此，磁体119和磁体124处于彼此沿轴向相互吸引的恒定状态，且由此降低了转子组件105上的轴向载荷。图14A显示了类似于图14的优选实施例，其中反转了磁体119和磁体124的极性。
由磁体119和磁体124所产生的轴向预加载力或偏置力可在轴向磁性轴承组装期间进行调节。优选的是，应朝泵的背部对转子施加足够的正力，以在最大速度时稳定转子组件105并防止不希望的运动。应施加实现该预加载的最小的力，因为过大的力将增大液体动力止推轴承中的动力损失(如本申请中其他地方所述)，且可增加溶血。
优选的是，可在于模拟循环回路中带有血液模拟物的功能性测试过程中，根据经验来确定主轴磁体119的最佳位置。最大速度是通过表征多个泵的流体性能来确定的。一旦确定了最大速度，就将该多个泵的各个泵调节至2.0 lpm的流速和105 mm Hg的压力，并调节轴向磁体119的位置直到检测到(例如，通过听到泵壳体组件101所产生的声音发生变化来进行检测)转子组件105的不稳定性。当检测到该不稳定性的阈值时，可在该阈值以下(即朝向壳体底部104移动)旋转轴组件109A。因此，主轴磁体119可最终定位在相对于转子轴向磁体124的多个不同高度的其中一个高度处。
图15A显示轴向磁性轴承的另一优选实施例，其中磁体119和磁体124中的各磁体都由两个不同的磁性区域构成，这两个不同的磁性区域定位成使一个磁极朝向另一相同磁极而沿轴向对准。例如，转子轴向磁体124的顶部磁性区域124A定位成使得其北极朝下指向底部磁性区域124B的北极。类似地，主轴磁体119的顶部磁性区域119A定向成使得其南极朝下指向底部磁性区域119B的南极。在该方面中，轴向磁性轴承通过在转子轴向磁体124的中央和主轴磁体119的中央(即，同磁极)之间形成吸引力并在一个磁体的端部与另一磁体的中央之间形成排斥力来降低轴向载荷。
在另一优选实施例中，磁体119和磁体124可由区域的多种不同组合来构成。例如，如图15B中所示，一个磁体119可具有单个N-S区域，而另一磁体124在顶部具有S-N区域且在下方具有N-S区域。类似地，如图15C中所示，一个磁体119可在顶部具有N-S区域且在下方具有S-N区域，而另一磁体124具有单个S-N区域。
可通过用具有较高或较低强度的磁体来代替磁体119和磁体124，或简单地通过调节穿过壳体底部104的中心通道104C定位的螺纹轴109来调节主轴磁体19在泵100内的高度，来调节图14和图15A-15C两实施例之一中的由轴向磁性轴承所产生的力。如图14和图15A中所示，可将主轴磁体119定位在相对于转子轴向磁体124的较高的高度处，以提高转子组件105上的方向朝上的轴向力，或定位在较低高度处以降低转子组件105上的方向朝上的轴向力。
在本发明的其它实施例中，转子轴向磁体124可以是永久磁体，而主轴磁体119可为铁磁材料，反之亦然。类似地，主轴磁体119和轴向磁体124可由两个单独的区域构成，一个由永久磁体材料制成且另一个由铁磁材料制成。当然，任何这些实施例中的磁性材料的极性要符合上述其中一个实施例，以提供结合本发明所讨论的轴向轴承载荷。
应注意，可能存在根据本发明的磁性轴向轴承的其他实施例。例如，可将转子轴向磁体124布置在转子组件105的外周边附近，而可将主轴磁体119嵌入在壳体中部106的侧壁内。在这个方面中，磁体的不同位置也可产生轴向力以便补偿转子组件105的向下预加载。
如图16中最佳所见，血液通过入口通道102C进入泵100并由转子顶部的推动器叶片118A分配，并且进入涡壳并被驱出泵100的侧面上的出口108，或者在转子组件下方(为流体动力止推轴承供应流体)围绕转子组件的外部，并且然后沿着主轴与转子组件105之间的空隙向上，从而为轴颈轴承供应流体。
在某些情况下，由于血流穿过泵100的运动，可存在施加于转子组件105上的径向偏置。例如，当血液被迫离开泵100时，出口处的出口压力会上升，这就会导致对转子组件105的上述偏置。在图5G、图6C、图6D、图6E和图18B中所见的一个优选实施例中，可通过在轴向磁性轴承中使用非径向对称或非圆形的主轴磁体119以形成非对称磁场，来实现对该径向偏置的补偿。例如，主轴磁体可以具有非对称或非圆形截面形状，例如，图6D和图6E中主轴磁体119的“D”形状及图6C中所示的主轴磁体117。该形状可以以使得磁力沿与该偏置力相反的预定方向和量值增大的方式进行定位。具体来说，主轴磁体119的曲面区域相对于平坦侧面产生更大的磁场。换言之，主轴磁体119的形状设计为使其质量中心偏离轴向磁性轴承的旋转轴线，且因此也相对于转子组件105的转子轴向磁体124而偏离。因此，主轴磁体119的具有较大磁场的区域可定向为与偏置力的方向相反(偏置力指向磁体119的平坦侧部)，从而沿该方向对转子轴向磁体124产生更大的力，且由此降低或基本消除了偏置力对转子组件的影响。
在另一优选实施例中，用沿着止推板114、沿着壳体中部106的内周表面或沿着该两者的表面特征，例如，倾斜表面、渐缩体、垫或其他表面几何变化，来补偿该偏置。通过非均匀地布置这些特征(例如布置在壳体中部106的一侧上)，可在泵100的一侧上形成流体动力轴承，从而形成径向方向上的偏置力。通过正确地定位这些径向流体动力轴承，可大大降低出口108的偏置力。
在另一优选实施例中，通过使主轴磁体116偏离转子轴向磁体124和主轴114D的中心来补偿该径向偏置。例如，图18A显示了定位到主轴114D的中心140的一侧上的主轴磁体116。根据磁体116和磁体124的构造，偏移的主轴磁体116会在转子组件105旋转时产生径向合力。因此，通过形成大小相等方向相反的径向力，可抵消由血液离开泵所引入的径向偏置。
本发明的另一方面是：电动机转子磁体122、定子背铁120以及轴向磁体124之间的轴向力，用止推板114所形成流体动力轴承，以及泵的流体静压的相互作用。这在下文更加详细地阐述。
在泵100运行期间，转子顶部118的曲面推动器叶片118A产生流体静压，该流体静压的大部分用来形成穿过出口108的有效流量。在所有离心泵中，流体静压都施加至转子和壳体的所有润湿表面上。该流体静压的总和对转子产生了必须由轴承来承载的合力。这些力可能难以测量；然而，通过本领域中已知的计算流体动态分析可较为容易地对这些力进行预测。计算流体动力学(CFD)是允许对泵的性能进行建模和预测的有限元程序。然后，可使用该分析的结果来确定某一特定设计所预计的参数，例如，液压性能、效率、所获得的力和剪切。
使用一款商用CFD程序(ANSYS CFX-5)对根据本发明的泵100建立了CFD模型。并使用带有背部、壳体间隙和流体动力轴承的完整转子组件105的周期模型来评估作用于转子组件105的力及转子组件105后的泄露。
由于计算出的雷诺数最大为236(完全处在层流范围内并远低于2,000的过渡范围)，所以使用了层流模型。雷诺数的公式为：
R=ρVD/μ
在该公式中，ρ是密度(1.0kg/l)，V是速度(6.5 m/s)，D是间隙(0.0127 cm)且μ是黏度(3.5 cps)。
图19显示了作用于转子组件105的流体静压的等值线图表。压力单位是帕斯卡(1帕斯卡=0.0075 mm Hg)。该软件的功能计算器指示转子组件105的毂上的面积平均压力是9754帕斯卡或73.15 mm Hg(1.415 psi)。转子组件10的环形面积为1.041平方英寸，这表示作用于该毂上的液体静力轴向合力为1.472磅，且方向朝向泵的背部或底部。
图20显示了作用于转子组件105底部(即转子壳体底部126)的流体静压和流体动压的等值线。图20中可见止推板114上的三个抬升件114A的轮廓，它们是由这些轴承所产生的不同压力区域。该软件的功能计算器指示三个抬升件114A的区域外的流体静压为8395.72帕斯卡或62.97 mm Hg或1.219 psi。转子壳体底部126上的面积也是1.041平方英寸，从而形成了离开泵背部的方向上的1.27磅的流体静力。
在这方面，CFD计算显示作用于转子组件105的轴向流体动力合力/流体静力合力(即，作用于转子组件105顶部的力与作用于转子组件105底部的力之间的差)为0.202磅且方向朝向泵的背部。该轴向流体动力合力/流体静力合力还与电动机磁体122和背铁134的作用所引起的力组合在一起。电动机磁体122和背铁134的典型吸引力将约为1.1磅。因此，由抬升件114A所形成的流体动力轴承必须对流体动合力力/流体静力合力(0.202磅)与电动机磁体122和背铁134的吸引力(1.1磅)的组合(至少1.302磅的总的轴向力)进行补偿。换言之，流体动力轴承产生足以补偿这两个力的力量，从而在正常运行过程中保持转子组件105的总体位置与壳体组件101发生最小的实体接触甚至不发生实体接触。
最后，对泵的运行进行阐述。在运行时，血泵100通过入口110和出口108而连接至患者的循环系统。使用者通过促动血泵控制器来启动血泵100。控制器将适当的电流传递至柔性电路132，柔性电路132然后将该电流分配到线圈130。流过线圈130的导线130A的电流形成与电动机磁体122相互作用的磁场，从而驱动电动机组件105旋转。主轴磁体119的磁场与转子轴向磁体124的磁场相互作用，以形成有助于在旋转过程中保持组件105的轴向位置的磁性轴向轴承。转子组件105旋动时，止推板114上的抬升件114A所形成的液体动力止推轴承对转子组件施加了额外的轴向力。
当转子组件105旋转时，转子壳体顶部118上的推动器叶片118A驱动血液自入口110和入口通道102穿过出口108流出。在这个方面中，旋转的转子组件105驱动患者血液穿过泵100，从而有助于血液循环。
虽然以特定的实施例和应用对本发明进行了阐述，但本领域的技术人员根据该教导可做出额外的实施例和修改形式，而不脱离提出权利要求的发明主旨或超出提出权利要求的发明范围。因此，应理解的是，本文中的附图和说明以举例的方式而提供以有助于理解本发明，而不应解释为对本发明的范围进行限制。

Claims (24)

1.一种血泵，其包括：
壳体组件，其包括第一壳体部件和第二壳体部件，所述第一壳体部件由一个连续的非组装材料件形成；
所述壳体部件限定了具有内表面的泵腔室；
多个抬升件，其整体地形成于所述第一壳体部件的内表面上；
所述抬升件在所述血泵运行期间向转子提供流体动力轴承表面。
2.根据权利要求1所述的血泵，其特征在于，所述第一壳体部件包括定子腔室。
3.根据权利要求2所述的血泵，其特征在于，所述定子腔室包括用于从所述血泵外部选择性地通入所述定子腔室的可移除式通入盖。
4.根据权利要求1所述的血泵，其特征在于，所述多个抬升件中的各抬升件均包括细长的倾斜表面。
5.根据权利要求4所述的血泵，其特征在于，所述多个抬升件中的各抬升件均包括与所述细长倾斜表面共同延伸的短小平坦表面。
6.一种血泵，其包括：
壳体，其限定了具有内表面的内部泵腔室；
转子，其布置在所述内部泵腔室内；
所述转子下方的所述内表面由连续的非组装材料形成，所述连续的非组装材料构成了所述壳体的下部部分，并且所述内表面具有从所述内表面上整体地形成的多个抬升件，所述抬升件与所述转子的底面形成了流体动力轴承。
7.根据权利要求6所述的血泵，其特征在于，所述血泵还包括可从所述血泵的外部通入的定子腔室。
8.根据权利要求6所述的血泵，其特征在于，所述抬升件包括细长倾斜表面。
9.根据权利要求8所述的血泵，其特征在于，所述抬升件还包括与所述细长倾斜表面共同延伸的短小平坦表面。
10.一种血泵，其包括：
壳体组件；
推动器，其布置在所述壳体组件中；
泵腔室，其由所述壳体组件形成，所述泵腔室具有入口和出口；以及
出口流动路径，其包括围绕所述泵腔室的周边定位、形成环面形状的第一槽及连接至所述第一槽和所述出口的第二槽；所述第二槽具有大于所述第一槽尺寸的尺寸；
所述第一槽的尺寸设计为以便对所述出口上游的血流进行节流，并从而引起所述推动器与所述壳体组件之间的泄漏流。
11.根据权利要求10所述的血泵，其特征在于，所述第二槽的尺寸朝向所述出口逐渐增大。
12.根据权利要求11所述的血泵，其特征在于，所述泄漏流介于所述转子与所述壳体组件的主轴之间。
13.根据权利要求10所述的血泵，其特征在于，所述第二槽协同所述主体形成与所述出口相连通的出口通道。
14.一种血泵，其包括：
泵壳体，其限定了具有入口孔和出口孔的泵腔室；
转子，其布置在所述泵壳体内；及
环面形状的涡壳，其由所述泵壳体限定，所述涡壳围绕所述泵腔室沿周边布置，形成了与所述出口孔相连通的出口通道，并且直径朝向所述出口孔逐渐增大；
所述环面形状的涡壳具有对所述出口孔上游的流体流进行节流的尺寸，并从而引起所述转子与所述泵壳体之间的泄漏流。
15.根据权利要求14所述的血泵，其特征在于，所述涡壳围绕所述泵腔室的整个周边而布置。
16.根据权利要求14所述的血泵，其特征在于，所述涡壳包括所述泵壳体的配合部分的相匹配的槽。
17.根据权利要求14所述的血泵，其特征在于，所述出口通道具有大致圆形的截面。
18.一种泵送血液的方法，其包括：
提供限定泵腔室的泵壳体；
使血液自所述泵壳体中的入口通过所述泵腔室的推动器而运动到所述泵壳体中的出口；以及
增大所述泵腔室中的所述血液在所述出口的上游的压力，以推动所述泵壳体及所述推动器的相配合的表面之间的泄漏流。
19.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述增大所述泵腔室中的所述血液的压力包括使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳。
20.根据权利要求19所述的方法，其特征在于，使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳包括使血液通过具有介于约2mm-5mm之间的直径的所述涡壳。
21.根据权利要求19所述的方法，其特征在于，使血液通过所述泵腔室中的节流涡壳包括：相对于所述出口使所述泵内侧的压力增大介于约50%与约100%之间。
22.一种血泵，其包括：
泵壳体，其限定了具有入口和出口的泵腔室；
转子，其可旋转地布置在所述泵腔室中；及
至少一个抬升件，其定位在所述泵腔室的表面上，以与所述转子形成流体动力轴承表面，所述抬升件包括从所述泵腔室以某角度延伸的第一表面及连接到所述第一表面上、并且大致平行于所述泵腔室的所述表面而延伸的第二表面；
其中，所述第一表面至少长于所述第二表面。
23.根据权利要求22所述的血泵，其特征在于，所述血泵还包括多个抬升件。
24.根据权利要求22所述的血泵，其特征在于，所述第一表面相对于所述泵腔室的所述表面倾斜介于约0.5度与约3度之间。
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