CN104619361A - 两级旋转动力血泵 - Google Patents

Abstract

一种泵，包括壳体、支撑在壳体内的定子、以及转子组件，转子组件包括支撑在壳体内以相对于定子围绕轴线旋转的转子。定子包括定子芯、围绕定子芯的轴向部分缠绕的第一叠层和围绕定子芯的第二轴向部分缠绕的第二叠层。第一和第二叠层沿定子芯的长度彼此间隔。转子包括转子芯、绕转子芯的轴向部分延伸的第一磁体组件以及绕转子芯的第二轴向部分延伸的第二磁体组件。第一和第二磁体组件沿转子的长度彼此间隔。

Description

两级旋转动力血泵

相关申请

本申请是2010年3月10日提交的、现已授权为US 8,210,829B2的、第12/720,953号美国申请的部分继续申请。该部分继续申请是2007年4月24日提交的并要求2006年4月26日提交的美国临时申请60/795,096的优先权的、现已授权为US 7,704,054B2的第11/789,205号美国申请的部分继续申请。

政府权力

本申请中描述的发明至少部分地由与国立卫生研究院签署的联邦政府合同No.NIH 1R01HL096619-01A1支持。

技术领域

本发明涉及一种泵，该泵可用于两股流体将被保持平衡的流体处理应用。本发明尤其涉及一种二级旋转动力泵(rotodynamic pump)，该旋转动力泵被配置为提供脉动的、连续流的血液泵送性能。

背景技术

充血性心力衰竭(CHF)是一种越来越普遍的导致心血管缺陷和过早死亡的原因。尽管药物疗法存在进步，但心脏移植仍然是治疗晚期充血性心力衰竭病人的主要手段。然而由于捐赠器官的来源是有限的，CHF患者可能被迫进行等待，直到找到合适的捐赠器官。被称为心室辅助装置(VAD)和全人工心脏(TAH)的血泵装置可用作移植前过渡的选择，以救治患有CHF或其它在合适的捐赠器官被找到前无法生存的心脏病患者。最终地，作为移植的永久性的或者长期替代品，这种血泵装置将变得可行。

发明内容

本发明涉及一种无阀、无传感器、脉动连续流的全人工心脏，所述全人工心脏通过在泵血时充当入口压力平衡调节器以在没有电子干预的情况下实现自动平衡左右循环。左右循环通过在无刷、无传感器的直流电机绕组内旋转的单一运动部分驱动。该转子组件可响应于液压环境的响应自由地轴向移动，从而改变两个相反的旋转动力泵级的间隙，从而影响相关性能以平衡入口压力。在可选的实施方式中，采用外部电子来通过电动势(例如螺线管类型元件)控制旋转组件的位置。本发明的泵配置也可应用至需要入口压力平衡的其他流体处理应用。

本发明涉及一种血泵，其包括泵壳、支撑在泵壳内的定子和转子组件。转子组件包括转子，转子由泵壳支撑以相对于定子围绕轴线旋转。转子组件也包括以可操作的方式连接到转子的第一轴向端的第一叶轮以与转子一起围绕轴线旋转。转子组件进一步包括以可操作的方式连接到转子的与第一轴向端相反的第二轴向端的第二叶轮以与转子一起围绕轴线旋转。转子组件可沿轴向相对于泵壳移动，以调节泵的液压性能特征。

本发明还涉及一种血泵，其包括含有定子和可围绕轴线相对于定子旋转的转子的电机。第一泵级包括第一泵壳和可在第一泵壳内与转子一起围绕轴线旋转的第一叶轮。第二泵级包括第二泵壳和可在第二泵壳内与转子一起围绕轴线旋转的第二叶轮。血泵适用于通过调节第一泵壳内的第一叶轮的轴向位置和第二泵壳内的第二叶轮的轴向位置来调节第一和第二泵级液压性能特征。第一和第二泵级轴向移动是相等且反向的。

本发明还涉及一种血泵，其包括含有定子和可围绕轴线相对于定子旋转的转子的电机。血泵还包括含有第一泵壳和可在第一泵壳内与转子一起围绕轴线旋转的第一叶轮的第一泵级。血泵进一步包括含有第二泵壳和可在第二泵壳内与转子一起围绕轴线旋转的第二叶轮的第二泵级。第一泵级配置有随着流量增加而陡降的压升，因此第一泵级的流量主要是泵速和叶轮位置的函数。第二泵级配置的压升主要是泵速和叶轮位置的函数，而与流量基本无关。

本发明还涉及一种泵，其包括限定了第一泵壳和第二泵壳的壳体。转子支撑在壳体内并且可围绕轴线旋转。转子包括放置于第一泵壳内的第一叶轮和放置于第二泵壳内的第二叶轮。泵被配置为使得作用在第一叶轮的入口压力使转子沿轴线相对于泵壳在第一方向上移动，并使得作用在第二叶轮的入口压力使转子沿轴线相对于泵壳在与第一方向相反的第二方向上移动。

本发明还涉及一种泵，其包括壳体，壳体含有泵腔和在支撑在壳体内并且能够围绕轴线旋转的转子。转子包括至少部分放置于泵腔内的叶轮。转子能够沿平行于轴线的轴向方向相对于泵壳移动。泵被配置为使得转子的轴向移动导致叶轮在泵腔和相邻腔之间轴向地移动，以改变泵的液压性能。

本发明还涉及一种包括电机的泵，电机包括定子和转子。定子可供电以驱动转子围绕轴线旋转。电机被配置为允许转子在泵运行期间相对于定子轴向移动。第一泵级包括第一泵壳和放置于第一泵壳内的第一叶轮。第一叶轮连接至转子的第一端并且能够与转子一起围绕轴线旋转。第一泵壳和第一叶轮被配置为根据第一叶轮在第一泵壳内的轴向位置调节第一泵级的液压性能特征。第二泵级包括第二泵壳和放置于第二泵壳内的第二叶轮。第二叶轮连接至转子的第二端并且能够与转子一起围绕轴线旋转。第二泵壳和第二叶轮被配置为根据第一叶轮在第一泵壳内的轴向位置调节第二泵级的液压性能特征。第一泵级被配置为根据作用在第一叶轮的入口压力相对于定子在第一轴向方向上推动转子。第二泵级被配置为根据作用在第二叶轮的入口压力相对于定子在与第一轴向方向相反的第二轴向方向上推动转子。

本发明进一步涉及一种全人工心脏泵，其包括左泵级，左泵级包括接收左心房血流的入口和通过主动脉排出全身流量的出口。泵还包括右泵级，右泵级包括接收右心房血流的入口和通过肺动脉排出肺血流的出口。电机包括定子和用于旋转左泵级的左叶轮和右泵级的右叶轮的转子。电机被配置为允许转子在泵运行期间相对于定子轴向移动。电机适用于使得左心房和右心房的压力差调节转子的轴向位置以调节左右泵级的相关液压性能特征，从而平衡左右心房压力以及平衡全身血流和肺排出血流。

本发明还涉及一种泵，其包括壳体、支撑在壳体内的定子和转子组件，转子组件包括支撑在壳体内以相对于定子围绕轴线旋转的转子。定子包括定子芯、围绕定子芯的第一轴向部分缠绕的第一叠层以及围绕定子芯的第二轴向部分缠绕的第二叠层。第一和第二叠层沿着定子芯的长轴方向间隔放置。转子包括转子芯、围绕转子芯的轴向部分延伸的第一磁体组件和围绕转子芯的第二轴向部分延伸的第二磁体组件。第一和第二磁体组件沿着转子的长轴方向间隔放置。

附图说明

在参考附图阅读了下面的描述之后，本发明的上述和其他特征对于本发明所涉及技术领域的技术人员来说将更加显而易见，在附图中：

图1是根据本发明第一实施方式的血泵的立体图；

图2是大致沿着附图1的线2-2截取的血泵的截面图；

图3是图1的血泵的分解图；

图4和图5是图1的血泵的部分的平面图；

图6是示出根据本发明第二实施方式的血泵的截面图；

图7是示出根据本发明第三实施方式的血泵的截面图；

图8是示出图7的血泵的性能特征的曲线图；

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的血泵的一部分的立体图；

图12是沿着图9的线12-12截取的血泵的截面图；

图13是示出图9的血泵的特征的曲线图；

图14-16是示出根据本发明第五实施方式的血泵的截面图；

图17是示出图14-16的血泵的液压性能特征的曲线图；

图18是示出图12的血泵的液压性能特征的曲线图；

图19是示出图2的血泵的液压性能特征的曲线图；以及

图20是示出本发明第六实施方式的截面图。

具体实施方式

本发明涉及一种血泵。图1示出根据本发明第一实施方式的血泵10。根据本发明，血泵10是能够替换失功或者受损的人类心脏的全人工心脏(TAH)装置。然而，本领域技术人员将理解，血泵10可适用于非TAH实现，诸如双心室支持。本领域技术人员也可理解，血泵可以适用于泵送血液之外的其他用途，例如需要压力平衡特征的双级或者两级流体处理泵的任何实现。在描述的实施方式中，血泵10是一个两级离心泵，该离心泵将在下面详细描述。然而，血泵10也可以是具有任何期望结构的旋转动力泵。

参照图1至3，血泵10包括定子组件20、转子组件30、左泵壳40和右泵壳50。在血泵10(图1和3)的组装状态中，转子组件30由定子组件20支撑以围绕轴线12旋转。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包括电机转子32、第一叶轮或左叶轮34以及第二叶轮或右叶轮36。

电机转子32包括芯60(图2)，芯上安装有环形永磁体62。低密度可透磁填充材料64可用于将磁体62支撑在电机转子32上，从而允许中性悬浮旋转组件，并且对泵组件姿态不敏感。左叶轮34和右叶轮36通过公知的方式(例如粘合剂或者机械紧固件)固定至芯60。可选地，叶轮34和36可与芯60形成(例如，模制)成单件材料。

定子组件20包括支撑电机定子24的定子壳体22。电机定子24包括定子芯和电机绕组，分别如图2中的26和28示意性地示出。电机绕组28电连接至控制电缆72的三根控制导线70，所述控制电缆通过导管74进入定子壳体22并且用灌注材料76密封。

在组装时，血泵10包括离心的第一或左泵级或泵42。左泵42包括左叶轮34和用于在内部容纳左叶轮的左泵腔44。左泵腔44至少部分由左泵壳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，在描述的实施方式中，该入口和出口形成左泵壳40的整体的一部分。左泵壳40包括入口表面90，入口表面90帮助限定与入口46流体联通的左泵腔44的入口部分92。左泵壳40还包括涡形表面94，涡形表面94帮助限定与出口48流体联通的左泵腔44的涡形部分96。

在组装时，血泵10还包括离心的第二或右泵级或泵52。右泵52包括右叶轮36和用于在内部容纳右叶轮的右泵腔54。右泵腔54至少部分由右泵壳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，在描述的实施方式中，该入口和出口形成右泵壳50的整体的一部分。右泵壳50包括入口表面100，入口表面100帮助限定在与入口56流体联通的右泵腔54的入口部分102。右泵壳50还包括涡形表面104，涡形表面104帮助限定与出口58流体联通的右泵腔54的涡形部分106。

电机转子32和电机定子24帮助限定血泵10的、驱动左泵42和右泵52的电机80。电机80可以是适于驱动泵42和52并实现期望性能特征的任意类型的电动机。例如，在描述的实施方式中，电机80可以具有单相或者多相的、无电刷的、无传感器的直流电机结构。电机控制器82可操作为通过电缆72激励电机80的相绕组28以实现电机部分的期望性能，例如电机速度或者电流。例如，电机控制器82向电机相施加脉冲宽度调制的电压以实现期望的电机/泵性能。

在血泵10的运行过程中，转子组件30相对于定子组件20围绕轴线12旋转。转子组件30被支撑或者漂浮在由被泵出流体(即，血液)形成的水力或流体膜轴承上。可选地，血泵10可包括其他类型的轴承特征，例如机械轴承或由低摩擦材料形成或涂覆有低摩擦材料的轴承表面，以有助于转子组件30的旋转。作为另外的可选方案，转子组件30可以是磁悬浮的。

用于构造血泵10的材料可通过有利于实施泵血功能的材料形成。例如，血泵10的、在使用期间暴露于血流的部分，例如叶轮34和36以及泵壳40和50可由生物相容材料形成、涂覆或包裹，生物相容材料例如为不锈钢、钛、陶瓷、聚合物材料、复合材料或者这些材料的组合。血泵10的、在使用中可彼此接触的表面或部分，例如左叶轮34和泵壳40或者右叶轮36和泵壳50，也可由低摩擦材料形成或涂覆，低摩擦材料例如为碳氟聚合物涂层、类金刚石碳涂层、陶瓷、钛、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)实施方式中的血泵10，在所述实施方式中，泵替代患者心脏(未示出)的作用。在所示结构中，左泵入口46与左心房连接，左泵出口48与主动脉连接，右泵入口56与右心房连接，右泵出口58与肺动脉连接。在工作中，左泵42将动脉血从左心房输送到主动脉，右泵52将静脉血从右心房输送到肺动脉。

本领域技术人员将理解，在TAH的情况下，平衡肺动脉和全身动脉的血流以及心房压力是至关重要的。例如，如果右泵52以比左泵42更高的流速输送血液，则血液可在肺中积累并且会导致充血性心力衰竭。例如，如果左泵42以比右泵52更高的流速输送血液，血液会在肝脏中积累并且会导致肝脏衰竭。因此血泵10的目的是平衡肺动脉和全身动脉的血流以及心房压力。根据本发明，血泵10通过调节左(全身的)泵42和右(肺的)泵52的几何结构或配置来平衡全身血压和肺心房压力以及动脉流速。

根据本发明，血泵10配置有允许转子组件30相对于定子组件20进行轴向移动的间隙。参照图2，转子组件30大致位于该轴向间隙的中点，从而在左叶轮34和定子壳体22之间留有轴向背隙(一般由“A1”表示)，并且在右叶轮36和定子壳体22之间留有轴向背隙(一般由“A2”表示)。按照图2所示的配置，我们可以发现，当A1最小时，出现最大左泵42性能，当A2最小时，出现最大右泵52性能。在血泵10的运行过程中，转子组件30可根据左泵42和右泵52所产生的流体泵力相对于定子组件20轴向地移动或者穿梭。转子组件30可在左位置与右位置之间轴向地移动，在左位置上，左叶轮34被定位为使使A1最大，在右位置上，右叶轮36被定为使A2最大。

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的配置或几何结构被改变。当左叶轮34的轴向位置发生改变时，左叶轮和定子组件22之间的间隙A1发生改变，这改变了左泵42和左泵腔44的配置和几何结构。相似的，当右叶轮36的轴向位置发生改变时，右叶轮和定子组件22之间的间隙A2发生改变，这改变了右泵腔54和右泵52的配置和几何结构。

当间隙A1和A2增加时，第一泵42和第二泵52的液压输出下降。因此，对于给定的泵速，当叶轮34和36朝定子组件22移动时(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。与之相反，当叶轮34和36远离定子组件22移动时(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。

因此可以理解，对于本发明的血泵10的单电机、两级配置，转子组件30的、增加左泵级42处压力和流量的轴向移动也将降低右泵级处52的压力和流量。相似地，转子组件30的、在右泵52级处增加压力和流量的轴向移动还将在左泵42级处产生压力和流量的减小。由此可知，对于血泵10的任意给定速度，如果转子组件30相对于定子组件20的轴向位置被调节到合适的位置，左泵42和右泵52的压力和流量就可以达到平衡。

基于上述原理，利用血泵10，可通过调节转子组件30的轴向位置来控制全身血压和肺血压以及流动特征。根据本发明，可以主动地或者被动地控制转子组件30的轴向位置。图1至5的实施方式描述了血泵10的配置，其中被动控制被用来调节转子组件30的轴向位置并由此调节左泵42和右泵52的几何结构或配置。

在血泵10的被动控制配置中，转子组件30的轴向位置通过左泵42和右泵52在运行中产生的液体压力被动地或自发地控制。根据本发明，选用左叶轮34和右叶轮36的配置来帮助完成运行。参照图4，第一叶轮34包括背板110和从背板上径向延伸的多个叶片112。在图4的实施方式中，叶片112包括第一或主叶片114和第二或分流叶片116，分流叶片短于主叶片。在图5所示实施方式中，叶片112配置有低入射入口和放射状排出口。

参照图5，第二叶轮36包括背板120和从背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放射状排出口。

第一叶轮34和第二叶轮36的背板110和120具有大致相同的尺寸或直径。第一叶轮34的叶片112长于第二叶轮36的相应叶片122。图1至4的实施方式中的第一叶轮34和第二叶轮36的配置示出一种示例性的叶轮配置。本领域技术人员将理解，叶轮34和36可具有其他可选的结构。

背板110和120具有减小的直径，使得叶片112和122分别径向延伸至背板的外边缘之外。背板110和120分别正对左泵入口46和右泵入口56。因此，作用在背板110和120上的流体压力主要是入口压力，从而对转子组件30施加主要将理解，轴向(即，平行于轴线12)压力。血泵10产生的出口压力主要产生于叶片112和122的、在径向上超出背板110和120外径的尾端。

所示实施方式的血泵10的配置与传统离心泵设计的配置主要有两点不同。第一，血泵10使用了非常规的高轴向间隙的开放叶片式(open-vaned)叶轮，所述轴向间隙具有非对称的前后轴向间隙(参见图2和图3)。第二，放射状的叶片以典型用于旋涡(或涡流)泵的方式延伸到涡形部分。这种延伸产生了可用于被动性能调制的叶片背部间隙。另外，短于定子芯26的转子磁体62允许子组件30具有可控的自由轴向移动量。

已经发现，对于恒定的系统阻力，排出流量和泵速之间具有线性关系。因此，控制器82执行的控制算法调节泵速以提供标称的全身流量。通过调节转子组件30的轴向位置来平衡全身流量和肺流量。根据本发明的第一实施方式，转子组件30的轴向调节根据左叶轮34和右叶轮36的配置以及液压自发地或自动地产生。

由于作用在叶轮34和36的背板部分110和120的轴向液体压力主要是泵入口压力产生的，故转子组件30的轴向位置响应于左入口部分92和右入口部分102的压力差进行调节。如上所述，当转子组件30的轴向位置进行调节时，左泵42和右泵52的几何结构和液压性能会发生改变。这导致了左泵42和右泵52的出口流量和压力的相应改变或调节，从而交换了两个泵之间的压力和流量。血泵10因此配置有自调节的转子组件30，其通过逐步地改变左泵42和右泵52的液压性能来帮助平衡肺流量和全身流量以及心房压力。

当运行在高间隙下时，泵性能在泵叶片处于轴向间隙中间时(前间隙和后间隙相等)达到最低。因此，性能可以通过使叶轮34和36在任何轴向方向上移动来进行调制。在图2的自平衡配置中，左泵42在后间隙A1最小时达到最大性能，而右泵52在后间隙A2最小时达到最大性能。在图2的实施方式中实现的被动控制通过调节后间隙A1和A2来调制性能。使用后(内)沿来调制性能的优点是作用在所述转子组件上的液体压力可实现用于被动控制的轴向运动的正确方向，从而消除了对主动轴向控制系统的需求。

在作为TAH的血泵10的运行过程中，可以以正常脉冲速度调制泵速以产生脉动式流量和压力，以模拟患者正常的血液动力学特征。例如，人们发现±30％速度的调制可实现高的脉动环境。此外，可调节速度波形来修改全身血压脉冲的特性，以模拟临床所需的振幅以及收缩或舒张时序。

有利地，由于流量与电流和速度直接相关，可通过分析电流波形来确定每个控制循环中的流量的任何扰动。例如，这样可帮助检测左心房或者右心房的萎缩，在这种情况下，会自动触发速度脉动的平均速度或者幅度的递减。另外，基于电机电流对速度和占空比的响应，患者的肺血压和全身血压以及血管阻力可以通过计算来估计，从而允许系统被作为持续患者监护仪。

图6示出了本发明的第二实施方式。本发明第二实施方式类似于图1至5中示出的本发明的第一实施方式。参照图6，血泵200具有类似于图1至5的两级离心泵配置。血泵200因此可配置为用于全人工心脏(TAH)装置。血泵200也可适用于非TAH的实施方式，例如双心室支撑或者任何需要压力平衡特征的双级或两级流体处理泵的实施。

参照图6，血泵200包括定子组件220、转子组件230、左泵壳240和右泵壳250。在所述组装状态下，转子组件230由定子组件220支撑以围绕轴线212旋转。泵壳240和250固定至定子组件220以包围转子组件230。转子组件230包括电机转子232、第一或左叶轮234以及第二或右叶轮236。

电机转子232包括芯260，芯上安装有环形永磁电机磁体262。填充材料264，例如低密度可透磁材料，可用于将磁体262支撑在电机转子232上。左叶轮234和右叶轮236通过公知的方式(例如粘合剂或者机械紧固件)固定至芯260。可选的，叶轮234和236可与芯260形成(例如，模制)成单件材料。

定子组件220包括支撑电机定子224的定子壳体222。电机定子224包括定子芯和电机绕组，分别如图6中的226和228所示。电机绕组228电连接至控制电缆272的控制导线270，所述控制电缆通过导管274进入定子壳体222并且用灌注材料276密封。

在组装时，血泵200包括离心的第一或左泵级或泵242。左泵242包括左叶轮234和用于在内部容纳左叶轮的左泵腔244。左泵腔244至少部分由左泵壳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，在描述的实施方式中，该入口和出口形成左泵壳240的整体的一部分。左泵壳240包括入口表面290，入口表面290帮助限定在与入口246流体联通的左泵腔244的入口部分292。左泵壳240还包括涡形表面294，涡形表面294帮助限定与出口248流体联通的左泵腔244的涡形部分296。

在组装时，血泵200还包括离心的第二泵或右泵级或泵252。右泵252包括右叶轮236和用于在内部容纳右叶轮的右泵腔254。右泵腔254至少部分由右泵壳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，在描述的实施方式中，该入口和出口形成右泵壳250的整体的一部分。右泵壳250包括入口表面300，入口表面300帮助限定与入口256流体联通的右泵腔254的入口部分302。右泵壳250还包括涡形表面304，涡形表面304帮助限定与出口258流体联通的右泵腔254的涡形部分306。

电机转子232和电机定子224帮助限定血泵200的、驱动左泵242和右泵252的电机280。电机280可以是适于驱动泵242和252并实现期望性能特征的任意类型的电动机。例如，在描述的实施方式中，电机280可以具有单相或者多相的、无电刷的、无传感器的直流电机结构。电机控制器282可操作为通过电缆272激励电机280的相绕组228以实现电机部分的期望性能，例如电机速度或者电流。例如，电机控制器282向电机相施加脉冲宽度调制的电压以实现期望的电机/泵性能。

在血泵200的运行过程中，转子组件230相对于定子组件220围绕轴线212旋转。转子组件230被支撑或者漂浮在由被泵出的流体(即，血液)形成的水力或流体膜轴承上。可选地，血泵200可包括其他类型的轴承特征，例如机械轴承或由低摩擦材料形成或涂覆有低摩擦材料的轴承表面，以有助于转子组件230的旋转。作为另外的可选方案，转子组件230可以是磁悬浮的。

用于构造血泵200的材料可从有利于实施泵血功能的材料形成。例如，血泵200的、在使用期间暴露于血流的部分，例如叶轮234和236以及泵壳240和250可由生物相容材料形成、涂覆或包裹，生物相容材料例如为不锈钢、钛、陶瓷、聚合物材料、复合材料或者这些材料的组合。血泵200的、在使用中可彼此接触的表面或部分，例如左叶轮234和泵壳240或者右叶轮236和泵壳250，也可以由低摩擦材料形成或涂覆，低摩擦材料例如为碳氟聚合物涂层、类金刚石碳涂层、陶瓷、钛、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)实施方式中的血泵200，在所述实施方式中，泵替代患者心脏(未示出)的作用。在所示结构中，左泵入口246与左心房连接，左泵出口248与主动脉连接，右泵入口256与右心房连接，右泵出口258与肺动脉连接。在工作中，左泵242将动脉血从左心房输送到主动脉，右泵252将静脉血从右心房输送到肺动脉。

根据本发明，血泵200通过调节左(全身的)泵242和右(肺的)泵252的几何结构或配置来平衡全身血压和肺血压以及流速。血泵200配置有允许转子组件230相对于定子组件220轴向移动的间隙。在图6中，转子组件230大致位于轴向间隙的中点，从而在左叶轮234和左泵壳240之间留有轴向间隙(一般标作“B1”)；在右叶轮236和右泵壳250之间留有轴向间隙(一般标作“B2”)。在血泵200的运行过程中，转子组件230可根据驱动器350的电动势相对于定子组件220轴向地移动或者穿梭，驱动器350可以是通过电缆272连接至控制器282的电螺线管。转子组件230可在左位置和右位置之间轴向地移动，在左位置上，左叶轮234被定位为接近或者接合左泵壳240，在右位置上，右叶轮236接近或者接合右泵壳250。

当转子组件230在左位置和右位置之间轴向地移动时，左泵242和右泵252的配置或几何结构会改变。当左叶轮234的轴向位置发生改变时，所述左叶轮和左泵壳240之间的间隙B1发生改变，由此改变了左泵腔244的体积和左泵242的配置或几何结构。类似地，当右叶轮236的轴向位置发生改变时，所述右叶轮和右泵壳250之间的间隙B2发生改变，由此改变了右泵腔254的体积和右泵252的配置或几何结构。

当间隙B1和B2增加时，第一泵242和第二泵252的液压输出下降。因此，对于给定的泵速，当叶轮234和236朝各自泵壳240和250移动时(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。与之相反，当叶轮234和236远离各自泵壳240和250移动时(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。

因此可以理解，对于本发明的血泵200的单电机、两级配置，转子组件230的、增加左泵级242处压力和流量的轴向移动也将降低右泵级252处的压力和流量。相似地，转子组件230的、增加右泵级252处压力和流量的轴向移动也将降低左泵242级处的压力和流量。由此可知，对于血泵200的任意的给定速度，如果转子组件230相对于定子组件220的轴向位置被调节到合适的位置，左泵242和右泵252的压力和流量就可以达到平衡。

基于上述原理，利用血泵200，可通过调节转子组件230的轴向位置来控制全身血压和肺血压以及流量特征。根据本发明的第二实施方式，血泵200被配置为采用主动控制来调节转子组件230的轴向位置并由此调节左泵242和右泵252的几何结构或配置。

已经发现，对于恒定的系统阻力，排出流量和泵速之间具有线性关系。还发现，对于给定的泵速，存在通过调节转子组件230的轴向位置获得的电功率水平，该电功率水平与左泵242和右泵252的平衡流量相对应。因此，控制器282所执行的控制算法通过调节泵速来提供标称的全身流量，同时通过调节转子组件230的轴向位置来实现全身流量和肺流量的平衡。根据本发明的第二实施方式，通过利用通过电缆272与控制器282连接的机电驱动器350(例如螺线管)来实现转子组件230相对于定子组件220的轴向调节。螺线管350可致动至以下两个位置之一：第一或左位置以及第二或右位置。在左位置中，螺线管350驱使转子组件230的轴向位置向第一或左位置移动，在该位置下，左叶轮234与左泵壳240的入口表面290相邻或者接近，如上所述，这样有效地增加了左泵级242的液压输出并减少了右泵级252的液压输出。在右位置中，螺线管350驱使转子组件230的轴向位置向第二或右位置移动，在该位置下，右叶轮236与右泵壳250的入口表面300相邻或者接近，如上所述，这样有效地增加了右泵级252的液压输出并减少了左泵级242的液压输出。

螺线管350可以配置为通过各种方式将转子组件230放置于左位置和右位置。例如，螺线管350可以是闭锁螺线管。在所述配置中，螺线管350可能包括两个分开的线圈352，一个用于选择左位置，另一个用于选择右位置，线圈352固定至定子组件220和固定至转子组件230的电枢354(诸如一个或多个磁体)。在闭锁配置中，螺线管350包括磁性闭锁机构，该机构将转子组件230保持在所选位置上而不需要向螺线管连续供电。在运行期间，可使用具有足够幅度和持续时间的短电流脉冲来为线圈352提供能量，以将电枢354和转子组件230移动到期望的左或右位置。在这时闭锁机构启动并且将转子组件保持在需要的位置。当为相反的线圈供电时，闭锁机构在电枢354上的线圈352的牵引下释放转子组件230来移动到相反的位置。然后所述机制将磁性地闭锁，因此在线圈352不供电时维持转子组件230的轴向位置。

在可选的配置中，螺线管350可以是被配置为脉冲-左或者脉冲-右操作的棘轮式或者肘杆式闭锁螺线管。在这种配置下，螺线管350可包括单线圈和闭锁机构，当线圈供电时，该闭锁机构将转子组件交替锁定在左位置和右位置上。因此，在运行中，如果转子组件处于右位置，则下一个能量脉冲将会将转子组件置于左位置。再下一个能量脉冲随后将会将转子组件置于右位置，依此循环。

在另一种可选的配置中，螺线管350可以是非闭锁、连续电流螺线管。在这种配置下，螺线管可包括用于移动电枢的单线圈，电枢弹性偏置于左位置和右位置之一。当线圈断电时，弹簧将电枢和转子维持在左位置和右位置之一。当线圈通电时，电枢和转子克服弹簧偏置被移动至相反位置。电枢和转子一直维持在该位置直到线圈断电，此时弹簧将电枢和转子移回起始位置。

在血泵200的工作中，使用正常脉冲速率来调制电机速度以产生脉动的流量和压力。通过经由螺线管350主动地调节转子组件230的轴向位置以调节左泵242和右泵252的液压性能，实现了平衡的全身和肺流量以及心房压力平衡。通过将一个控制循环(例如10秒)在左位置和右位置之间划分来实现平衡的流量和压力。左流量和右流量可通过速度、功耗以及转子组件230在左右轴向位置之间切换时功耗的变化来进行估计。

在运行时，在血泵200的控制循环中(例如10秒)，转子组件230的轴向位置在左右位置之间切换。如上所述，当转子组件230的轴向位置切换时，左泵242和右泵252的几何结构和液压性能发生改变。这导致左泵242和右泵252的排出流量和压力的相应净改变或调节，从而使泵一侧的排出流量和压力增加而使泵另一侧的排出流量和压力减小。血泵200和控制器282由此被配置为通过逐渐改变左泵242和右泵252的液压性能来平衡肺流量和全身流量以及心房压力。

图6所示血泵200的主动控制实施方式利用前叶片间隙来调制性能。这有两个潜在的优点。第一，左/右性能偏差能够以更高的复杂性为代价实现外部控制。第二，总的轴间隙更小，使得泵效率更高。此外，转子磁体262短于定子芯226以允许转子组件230具有可控的自由轴向移动量。

在血泵200的运行过程中，左右心房压力保持平衡，相差在几个mmHg之内。当流量达到平衡时，血泵200的电流消耗的趋势指出了占空比微调的方向。此外，泵速可以以正常脉冲速度调制以在患者中产生脉动的流量和压力以及稳定的血液动力学环境。例如，人们发现±30％速度的调制可产生高的脉动环境。此外，可调节速度波形来修改全身血压脉冲的特性，以模拟临床所需的振幅以及收缩或舒张时序。

有利地，由于流量与电流和速度近似相关，可通过分析电流波形来确定每个控制循环中的流量的任何扰动。例如，这样可帮助检测左心房或者右心房的萎缩，在这种情况下，会自动触发触发速度脉动的平均速度或者幅度的递减。另外，基于电机电流对速度和占空比的响应，患者的肺血压和全身血压以及血管阻力可以通过计算来估计，从而允许系统被作为持续患者监护仪。

图7示出了根据本发明的第三实施方式的血泵400。图7的血泵400具有与图6的实施方式相似的结构，不同的是，图7的实施方式包括转子组件410，转子组件410在运行中不能轴向移动以改变泵的几何结构。在这种配置下，转子磁体420的长度等于或者大于定子芯422的长度，这以磁性方式限制了转子组件410的轴向位置。

图7的血泵400可尤其适于用作心室辅助装置(VAD)，例如在单个泵组中合并右心室辅助装置(RVAD)和左心室辅助装置(LVAD)的功能的双心室辅助装置(BiVAD)。通过RVAD，总的肺动脉流量在VAD和自然心室之间共享，因此右或左泵的精确控制不如在全人工心脏中那么关键。人们发现，性能特征可融入泵芯设计，这能够允许BiVAD系统实现一定程度的完全被动调节。在本实施方式中，左泵442(LVAD)和右泵452(RVAD)的配置和几何结构可被设计为具备类似于图8所示的压力相对于流量的特性。如图8所示，左泵442的压升随着流量的增加迅速降低，导致左侧流量主要是速度的函数。右泵452的特征压升是速度的函数，与流量相对无关。在这种情况下，左泵442充当全身流量的调节器，而右泵452充当平缓地为右心室卸荷的压差调节器。

图9至12示出了根据本发明第四实施方式的血泵500。图9至12所示的血泵500具有类似于图1至5和图7的两级或者双离心泵配置。因此血泵500可被配置为用作全人工心脏(TAH)装置。血泵500也可适于非TAH实施，例如双心室支撑或者任何需要压力平衡特征的双级或者两级流体处理泵的实施。

参照附图9至11，血泵500包括定子组件520、转子组件530、左泵壳540和右泵壳550。在血泵500的组装条件中，转子组件530由定子组件520支撑以围绕轴线512旋转。泵壳540和550固定至定子组件520以包围转子组件530。转子组件530包括电机转子532、第一或左叶轮534以及第二或右叶轮536。

电机转子532包括芯560(图12)，芯560被外壳或者罩564环绕或以其他方式包裹，在外壳上方安装有环形永磁体562。芯560可用低密度可透磁填充材料制造，可用于帮助将磁体562支撑在电机转子532上，从而允许中性悬浮旋转组件，并且对泵组件姿态不敏感。左叶轮534和右叶轮536可通过公知的方式(例如粘合剂或者机械紧固件)固定至芯560，或者如图9至11所示，可外壳564与形成(例如，模制)成单件材料。

定子组件520包括支撑电机定子524的定子壳体522。电机定子524包括定子芯和电机绕组，分别如图12中的526和528所示。电机绕组528电连接至控制电缆572的控制导线570，所述控制电缆通过导管574和应力消除材料576进入定子壳体522。

在组装时，血泵500包括离心的第一或左泵级或泵542。左泵542包括左叶轮534和用于在内部容纳左叶轮的左泵腔544。左泵腔544至少部分由左泵壳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，在描述的实施方式中，所述入口和出口形成左泵壳540的整体的一部分。左泵壳540包括入口表面590，所述入口表面帮助限定与入口546流体联通的左泵腔544的入口部分592。左泵壳540还包括涡形表面594，所述涡形表面帮助限定与出口548流体联通的左泵腔544的涡形部分596。

在组装时，血泵500还包括离心的第二或右泵级或泵552。右泵552包括右叶轮536和用于在内部容纳右叶轮的右泵腔554。右泵腔554至少部分由右泵壳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，在描述的实施方式中，所述入口和出口形成右泵壳550的整体的一部分。右泵壳550包括入口表面600，所述入口表面帮助限定与入口556流体联通的过程时的右泵腔554的入口部分602。右泵壳550还包括涡形表面604，所述涡形表面帮助限定与出口558流体联通的右泵腔554的涡形部分606。右泵壳550进一步包括毗邻涡形部分606的腔608，如图12所示，在转子组件530向右侧轴向移动时右叶轮536进入腔608。当右叶轮536进入腔608时，右叶轮536离开涡形部分606。

电机转子532和电机定子524帮助限定血泵500的、驱动左泵542和右泵552的电机580。电机580可以是适于驱动泵542和552并实现期望性能特征的任意类型的电动机。例如，在描述的实施方式中，电机580可以具有单相或者多相的、无电刷的、无传感器的直流电机结构。电机控制器(未示出)可操作为通过电缆572激励电机580的相绕组528以实现电机部分的期望性能，例如电机速度或者电流。例如，电机控制器向电机相施加脉冲宽度调制的电压以实现期望的电机/泵性能。

参照图11，第一叶轮534包括背板610和从转子组件530径向延伸的多个叶片612。叶片612包括第一或主叶片614和第二或分流叶片616，所述分流叶片短于主叶片。在图9至12所示的实施方式中，在一对主叶片614之间放置有两个分流叶片616。叶片612配置有低入射入口和放射状排出口。

第二叶轮536包括背板620和沿转子组件530的端面径向延伸的多个叶片622。叶片622包括第一或主叶片624和第二或分流叶片626，所述第二叶片短于第一叶片。在图9至12所示的实施方式中，主叶片624和分流叶片626围绕转子组件530交替布置。叶片622配置有低入射入口和放射状排出口。

第一叶轮534的叶片612长于第二叶轮536的相应叶片622。图9至12的实施方式中的第一叶轮534和第二叶轮536的配置示出一种示例性的叶轮配置。本领域技术人员将理解，叶轮534和536可具有其他可选的配置。

背板610和620分别与左泵入口546和右泵入口556轴向地对准。因此作用在背板610和620上的液体压力主要是入口压力，并由此向转子组件530施加主要位于轴向(即，平行于轴线512)的压力。血泵500产生的出口压力主要产生于叶片612和622的末端部分。第一叶轮534的叶片612径向地延伸至背板610的外径之外。

在血泵500的运行过程中，转子组件530相对于定子组件520围绕轴线512旋转。转子组件530被支撑或者漂浮在由被泵出的流体(即，血液)形成的水力或流体膜轴承上。可选地，血泵500可以包括其他类型的轴承特征，例如机械轴承或由低摩擦材料形成或涂覆有低摩擦材料的轴承表面，以有助于转子组件530的旋转。作为另外的可选方案，转子组件530可以是磁悬浮的。

用于构造血泵500的材料可通过有利于实施泵血功能的材料形成。例如，血泵500的、在使用期间暴露于血流的部分，例如叶轮534和536以及泵壳540和550可由生物相容材料形成、涂覆或包裹，生物相容材料例如为不锈钢、钛、陶瓷、聚合物材料、复合材料或者这些材料的组合。血泵500的、在使用中可彼此接触的表面或部分，例如左叶轮534和泵壳540，右叶轮536和泵壳550或转子罩564也可由低摩擦材料形成或涂覆，低摩擦材料例如为碳氟聚合物涂层、类金刚石碳涂层、陶瓷、钛、涂覆有金刚石的钛。

本领域技术人员将理解，在TAH的情况下，平衡肺动脉和全身动脉的血流和心房压力是至关重要的。例如，如果右泵552以比左泵542更高的流速输送血液，则血液会在肺中积累并且会导致充血性心力衰竭。再例如，如果左泵542以比右泵552更高的流速输送血液，血液会在肝脏中积累并且会导致肝脏衰竭。因此血泵500的目的是平衡肺动脉和全身动脉的血流和心房压力。根据本发明，血泵500通过调节左(体的)泵542和右(肺的)泵552的几何结构或配置来平衡体心房和肺心房压力以及动脉流速。

根据本发明，血泵500配置有允许转子组件530相对于定子组件520轴向移动的间隙。参照图12，转子组件530大致位于轴向间隙的中点。血泵500在左叶轮534和左泵壳540之间留有轴向背隙(一般标作“D1”)。如图12所示，D1是左叶轮534的叶片612和左泵腔544的背面578之间的间隙，左泵腔544至少部分地由定子组件520、左泵壳540或二者来限定。在血泵500运行过程中，当转子组件530相对于定子组件520轴向地移动时，左叶轮534在左泵腔544内轴向地移动。

血泵500在右叶轮536和右泵壳550之间具有一个轴向前隙(一般标作“D2”)。前隙D2限定在右叶轮536的背板620与右泵壳550上的环形脊630的、涡形表面604与限定腔608的表面交叉之处之间。间隙D2反映了第二叶轮536的叶片622能够延伸进入腔608并从涡形腔体606中出来的程度。D2还反映了背板620和脊630之间所限定的环形开口或孔632的尺寸。孔632限定了第二叶轮536通过涡形腔606泵出液体所通过的面积。当D2减少时，随着在第二叶轮536的叶片622从涡形腔606向腔608进一步移动或延伸，孔632的面积减小。相反地，当D2增加时，随着第二叶轮536的叶片622从腔608中向涡形腔606中进一步移动或延伸，孔632的面积增加。

在图12所示的配置中，当D1减小时，左泵542的性能提升，当D2增加时，右泵552的性能提升。在血泵500的运行过程中，转子组件530可以根据左泵542和右泵552制造的流体泵力相对于定子组件520轴向地移动或穿梭。转子组件530可在左位置和右位置之间轴向地移动，在左位置上，D1和D2是最大值，在右位置上，D1和D2是最小值。

当转子组件530在左位置和右位置之间轴向地移动时，左泵542和右泵552的配置或几何结构会改变。当左叶轮534的轴向位置发生改变时，所述左叶轮与左泵壳540的背表面578之间的间隙D1发生改变，由此改变了左泵542和左泵腔544的配置和几何结构。当右叶轮536的轴向位置发生改变时，所述右叶轮与右泵壳550之间的间隙D2发生改变，由此改变了孔632的尺寸、右泵腔554的配置和几何结构、以及右泵552的配置或几何结构。

当间隙D1增加且间隙D2减小时，第一泵542和第二泵552的液压输出减小。因此，对于给定的泵速，当叶轮534和536朝定子组件522移动时(即，减小D1和增加D2)，泵542和552增加液压输出，并且压力和流量也相应地增加。相反的，当叶轮534和536远离定子组件522移动时(即，增加D1和减小D2)，泵542和552减小液压输出，并且压力和流量也相应地减少。

因此可以理解，对于本发明的血泵500的单电机、两级配置，转子组件530的、增加左泵级542处的压力和流流量的轴向移动也将降低右泵级处552的压力和流量。相似地，转子组件530的、增加右泵级552处的压力和流量的轴向移动也将降低左泵542级处的压力和流量。由此可知，对于血泵500的任意给定速度，如果转子组件530相对于定子组件520的轴向位置被调节到合适的位置，左泵级542和右泵级552的压力和流量就可以达到平衡。

基于上述原理，利用血泵500，可通过调节转子组件530的轴向位置来控制全身血压和肺血压以及流动特征。在图9至12的实施方式中，转子组件530的轴向位置以及与之相关的左泵542和右泵552的配置和几何结构可被动地控制。

在血泵500的被动控制配置中，转子组件530的轴向位置通过左泵542和右泵552在运行中产生的液体压力被动地或自发地控制。

在运行中，控制器执行的控制算法调节泵速以提供标称的全身流量。通过调节转子组件530的轴向位置来实现全身流量和肺流量的平衡。转子组件530的轴向调节是由于左叶轮534和右叶轮536的配置以及液压而自发地或自动地产生的。参照图13，泵500的速度的控制基于速度、电功消耗以及平衡输出流量之间的特定数学关系。在图13中，净功率等于提供给电机的功率减去轴承阻力功率或电机效率且被计算为主机功率减去在无叶轮的情况下运行电机所需的功率，其中全身血管阻力(SVR)＝500-2000达因-秒/cm⁵，肺血管阻力(PVR)＝100-500达因-秒/cm⁵。此外，在图13中，KRPM是电机rpm/1000。电流对速度脉冲的响应还将允许对全身血管阻力的估算，全身血管阻力与功耗随速度的变化相关。

由于作用在叶轮534和536的背板部分610和620上的轴向液压力主要是泵入口压力产生的，转子组件530的轴向位置响应于左入口部分592和右入口部分602的压力差进行调节。如上所述，当转子组件530的轴向位置进行调节时，左泵542和右泵552的几何结构和液压性能会发生改变。这导致左泵542和右泵552的出口流量和压力的相应改变或调节，从而交换了两个泵之间的压力和流量。血泵500因此配置有自调节的转子组件530，其通过逐步地改变左泵542和右泵552的液压性能来帮助平衡肺流量和全身流量以及心房压力。

当运行于高间隙下时，泵性能在泵叶片处于轴向间隙中间时(前间隙和后间隙相等)达到最低。因此，性能可以通过将叶轮534和536在任何轴向方向上移动来调制。左泵542在后间隙D1最小时达到最大性能，而右泵552在前间隙D2最大时达到最大性能。在图9至12的实施方式中实现的被动控制通过调节间隙D1和D2来调制性能。使用后(内)沿来调制性能的优点是作用在转子组件上的液体压力可实现用于被动控制的轴向运动的正确方向，从而消除了对主动轴向控制系统的需求。

在图9至12的实施方式中，左泵542被配置为具有相对于流量特征陡降的压升。左泵542还被配置为通过叶轮叶片间隙D1来调节性能，使得当转子组件向右移动时左泵输出增加，如图12所示。右泵552被配置为通过如下方式调节性能：产生控制叶轮叶片排液的孔632，当转子组件向右移动时(如图12)降低输出以及当定子组件向左移动时增加输出。

优点地，所述配置是自动调节的。作为对改变血管阻力的响应，转子组件530向最低入口压力的方向移动以自动修正左入口546与右入口556之间的入口压力的不平衡。因此，例如，在入口由于左心房舒张而导致阻塞的情况下，左入口压力下降且转子组件向左边移动，也就是向低压方向移动。这样导致左泵性能下降同时右泵性能增加，这将自动修正舒张状态。右心房舒张时血泵500也会相似且相应地运行以进行自动调节。

附图14至16示出根据本发明第五实施方式的血泵700。图14至16的血泵700具有与图9至12的实施方式相似的配置并且具有两级或者双离心泵配置。血泵700因此可被配置为用作全人工心脏(TAH)装置。血泵700也可适用于非TAH实施，例如双心室支撑或者任何需要压力平衡特征的双级或两级流体处理泵的实施。

图14至16示出处于位置的血泵700，这些位置将在下面详细描述。参照图14，血泵700包括定子组件720、转子组件730、左泵壳740和右泵壳750。在血泵700的组装状态下，转子组件730被定子组件720支撑以围绕轴线712旋转。泵壳740和750固定至定子组件720以包围转子组件730。转子组件730包括电机转子732、第一或左叶轮734和第二或右叶轮736。

电机转子732包括芯760，芯760被外壳或者罩764环绕或以其他方式包裹的，在外壳上方安装有环形永磁体762。芯760可用低密度可透磁填充材料制造，并且可包括空腔766，空腔766使转子组件730具有中性悬浮，并且对泵700的姿态不敏感。芯760支撑由例如钢制成的磁芯761，所述磁芯761进而支撑磁体762以与电机转子732一起旋转。左叶轮734和右叶轮736可以通过公知的方式(例如粘合剂或者机械紧固件)固定至芯760，或者可以通过模制与外壳764形成单件材料。在图14至16所示实施方式中，叶轮734和736通过螺纹连接固定至芯760。

定子组件720包括支撑电机定子724的定子壳体722。电机定子724包括定子芯和电机绕组，分别如图14中的726和728所示。电机绕组728电连接至控制电缆(没有示出)。转子磁体762短于电机绕组728以允许转子组件730具有可控的自由轴向位移量。

在组装时，血泵700包括离心的第一或左泵级或泵742。左泵742包括左叶轮734和用于在内部容纳左叶轮的左泵腔744。左泵腔744至少部分由左泵壳740和定子组件720限定。左泵742还包括左泵入口746和左泵出口748，在描述的实施方式中，所述入口和出口形成左泵壳740的整体的一部分。左泵壳740包括入口表面790，所述入口表面帮助限定与入口746流体联通的左泵腔744的入口部分792。左泵壳740还包括涡形表面794，所述涡形表面帮助限定与出口748流体联通的左泵腔744的涡形部分796。

在组装时，血泵700还包括离心的第二或右泵级或泵752。右泵752包括右叶轮736和用于在内部容纳右叶轮的右泵腔754。右泵腔754至少部分由右泵壳750和定子组件720限定。右泵752还包括右泵入口756和右泵出口758，在描述的实施方式中，所述入口和出口形成右泵壳750的整体的一部分。右泵壳750包括入口表面800，所述入口表面帮助限定与入口756流体联通的右泵腔754的入口部分802。右泵壳750还包括涡形表面804，所述涡形表面帮助限定与出口758流体联通的右泵腔754的涡形部分806。右泵壳750进一步包括毗邻涡形部分806的腔808。

电机转子732和电机定子724帮助限定血泵700的、驱动左泵742和右泵752的电机780。电机780可以是适于驱动泵742和752并实现期望性能特征的任意类型的电动机。例如，在描述的实施方式中，电机780可以具有单相或者多相的、无电刷的、无传感器的直流电机结构。电机控制器(未示出)以可操作的方式激励电机780的相绕组728，以实现电机部分的期望性能，例如电机速度或者电流。例如，电机控制器向电机相施加脉冲宽度调制的电压以实现期望的电机/泵性能。

第一叶轮734包括背板810和从转子730上径向延伸的多个叶片812。叶片812可以包括第一或主叶片和第二或分流叶片。叶片812可配置有低入射入口和放射状排出口。第二叶轮736包括背板820和沿转子730的端面径向延伸的多个叶片822。叶片822可例如包括第一或主叶片和第二或分流叶片，所述叶片可配置有低入射入口和放射状排出口。本领域技术人员将理解，叶轮734和736可具有其他可选的配置。

背板810和820分别与左泵腔744和右泵腔754的入口部分792和802轴向地对准。因此，作用在背板810和820上的液体压力主要是入口压力，并由此向转子组件730上施加主要位于轴向(即，平行于轴线712)的压力。血泵700产生的出口压力主要产生于叶片712和722的末端部分。

在血泵700的运行过程中，转子组件730相对于定子组件720围绕轴线712旋转。转子组件730被支撑或者漂浮在由被泵出的流体(即，血液)形成的水力或流体膜轴承上。可选地，血泵700可以包括其他类型的轴承特征，例如机械轴承或由低摩擦材料形成或涂覆有低摩擦材料的轴承表面，以有助于转子组件730的旋转。作为另外的可选方案，转子组件730可以是磁悬浮的。

用于构造血泵700的材料可通过有利于实施泵血功能的材料形成。例如，血泵700的、在使用期间暴露于血流的部分，例如叶轮734和736以及泵壳740和750可由生物相容材料形成、涂覆或包裹，生物相容材料例如为不锈钢、钛、陶瓷、聚合物材料、复合材料或者这些材料的组合。血泵700的、在使用中可彼此接触的表面或部分，例如左叶轮734和泵壳740或者右叶轮736和泵壳750或转子罩764也可由低摩擦材料形成或涂覆，低摩擦材料例如为碳氟聚合物涂层、类金刚石碳涂层、陶瓷、钛、涂覆有金刚石的钛。

根据本发明，血泵700配置有间隙，该间隙允许转子组件730在泵运行期间相对于定子组件720轴向移动(如图14至16所示的左/右移动)。在图14中，转子组件730大致处于轴向间隙的中间位置。图15示出了处于轴向间隙的最左边位置的转子组件730。图16示出了处于轴向间隙的最右边位置的转子组件730。

血泵700的轴向间隙在左叶轮734和左泵壳740之间创造轴向背隙(一般标作“E1”)。如图14所示，E1是左叶轮734的叶片812与左泵腔744的背面778之间的间隙，左泵腔744可至少部分由定子组件720、左泵壳740或者二者来限定。在血泵700运行过程中，当转子组件730相对于定子组件720轴向地移动时，左叶轮734在左泵腔744内轴向地移动。在图14至16示出的实施方式中，在转子组件730的轴向移动的整个过程中，左叶轮734位于左泵腔744的涡形部分796内。

血泵700的轴向间隙在右叶轮736和右泵壳750之间创造轴向前隙(一般标作“E2”)。前隙E2限定在右叶轮736的背板820与右泵壳750上的环形脊830的、涡形表面804与限定腔体808的表面交叉之处之间。间隙E2反映了第二叶轮736的叶片822能够延伸进入腔808并从涡形腔体806中出来的程度。E2也反映了背板820和脊830之间的环形开口或孔832的尺寸。孔832限定了第二叶轮736从涡形腔806中泵出液体所通过的面积。当E2减少时，随着第二叶轮736的叶片822从涡形腔806向腔808进一步移动或延伸，孔832的面积减小。相反地，当E2增加时，随着第二叶轮736的叶片822从腔808中向涡形腔806进一步移动或延伸，孔832的面积增加。

在血泵700的运行过程中，转子组件730可以根据左泵和右泵创造的流体泵力相对于定子组件720在轴向方向上自由移动或穿梭。长于转子磁体762的电机绕组728不对转子732施加轴向拉力，因此不阻碍转子的轴向穿梭，只要转子磁体位于绕组长度之内。如果转子732试图轴向地行进至绕组728的长度之外，则该转子会以磁性方式被限制以阻止转子与泵壳体740和750之间的接触。此外，中性悬浮于血液中的转子组件730帮助泵700在使用中对位置或姿态的变化不敏感。

当因流体泵力而穿梭时，转子组件730可在E1与E2处于最大的最左边位置(图15)与E1与E2处于最小的最右边位置(图16)之间轴向地移动。当转子组件730在左位置与右位置之间移动时，左泵742和右泵752的配置或几何结构会发生改变。左泵742和右泵752的配置或几何结构响应于轴向穿梭而改变的程度取决于泵腔744和754的配置、叶轮734和736的配置以及当转子组件730轴向移动时这三个部件的相对空间关系。

调节左泵742和右泵752的几何结构或配置会对泵的液压性能特征产生相应的调节。“液压性能(hydraulic performance)”是流体力学和泵组设计领域技术人员熟知的专业术语。对于具体泵来说，离心泵的液压性能是由体积流量、压力差(入口-出口压升)和泵速之间的关系限定的。也就是说，测量泵的液压性能基于以下原则：对于任何给定的泵结构、在给定的泵速和系统压力下，泵会产生特定体积的流速。这样使得液压性能成为衡量和比较离心泵的标准、基础的基准。

本领域技术人员将理解，在TAH的情况下，平衡肺动脉和全身动脉的血流和心房压力是至关重要的。例如，如果右泵752以比左泵742更高的流速输送血液，则血液会在肺中积累。再例如，如果左泵742以比右泵752更高的流速输送血液，则血液会在肝脏和其他内脏中积累，导致器官衰竭。因此血泵700的目的是平衡肺动脉和全身动脉的血流和心房压力。根据本发明，血泵700通过调节左(全身的)泵742和右(肺的)泵752的几何结构或配置来平衡全身血压和肺心房血压以及动脉流速。

基于上述原理，血泵700被配置为通过调节转子组件730的轴向位置来调节左泵742和右泵752的液压性能特征，并由此来控制全身血压和肺血压以及流量特征。在图14至16的实施方式中，转子组件730的轴向位置以及与之相关的左泵742和右泵752的几何结构或配置是被动控制的。在血泵700的被动控制配置中，转子组件730的轴向位置是通过左泵742和右泵752在运行中产生的液体压力被动地或自发地控制的。

本领域技术人员应理解这个事实，在人体中，正常全身血压是正常肺血压的三倍以上。因此在全人工心脏(TAH)环境下，左(体的)泵742的工作量是右(肺的)泵752的工作量的三倍以上。因此，本领域技术人员可以领会到，出于节能和提高效率的目的，调节右泵752的液压性能而保持相对稳定的左泵742的性能是比较理想的，因为实质上右泵752相对于左泵742工作得更少。根据本发明，图14至16的泵700至少基本上达到了所述目的。

在操作中，控制器执行的控制算法通过调节泵速来提供标称的全身流量。通过调节转子组件730的轴向位置来实现全身流量和肺流量的平衡。如图14至16所示的转子组件730向右侧的轴向移动降低了右泵752处的压力和流量。如图14至16所示的转子组件730向左侧的轴向移动增加了右泵752处的压力和流量。由此得出结论，对于泵700的任意的给定速度，如果将转子组件730相对于定子组件720的轴向位置调节到合适的位置，则左泵742和右泵752的压力和流速就可以达到平衡。基于上述原则，泵700可以通过调节转子组件730的轴向位置来控制相对的全身血压和肺血压以及流量特征。

由于作用在叶轮734和736的背板部分810和820上的轴向液压力主要是泵入口压力产生的，故转子组件730的轴向位置根据左入口部分792和右入口部分802的压力差进行调节。如上所述，当转子组件730的轴向位置调节时，右泵752的几何结构和液压性能会发生改变。这将在右泵752的出口流量和压力上产生相应的改变或调节直到入口792和802的压力达到平衡。血泵700因此配置有自调节的转子组件730，所述转子组件通过渐变地改变左泵742和右泵752的液压性能来帮助平衡肺流量和全身流量以及心房压力。

有利地，所述配置是自动调节的。作为对改变血管阻力的响应，转子组件730向入口压力最低的方向移动以自动调节左泵742和右泵752的几何结构，从而调节泵的相对液压性能特征并由此矫正左右入口746和756之间入口压力的失衡。由于心房压力失衡是流量失衡造成的，故调节压力平衡也可以导致流量的平衡。因此例如在由于左心房舒张导致的入口阻塞情况下，左入口压力下降且转子组件向左边移动，也就是向低压方向移动。这样导致了右泵性能增加，从而填充左心房并由此自动校正舒张状态。在右心房舒张时，转子组件将向右移动，从而关闭孔832，因此降低右泵752的性能并且自动校正右心房舒张状态。

本领域技术人员应理解，左泵742和右泵752响应于转子组件730的轴向穿梭而改变配置或几何结构的程度或方式取决于泵壳740和750以及叶轮734和736各自特定的配置以及这些结构之间的空间关系。因此，左泵742和右泵752响应于转子组件730的轴向穿梭而改变液压性能特征的程度或方式也取决于上述特征。此外，左泵742和右泵752的配置、几何结构和液压性能可调节的程度可单独地针对泵来定制。例如，在图14至16所示的本发明的实施方式中，左泵742的泵壳740和叶轮734被配置为响应于转子组件730的轴向穿梭最低限度地调节左泵的液压性能特征。相反地，右泵752的泵壳750和叶轮736被配置为响应于转子组件730的轴向穿梭大幅地调节右泵的液压性能特征。

关于左泵742，根据本发明，左叶轮734在整个运动范围中都位于涡形部分796内。当转子组件730由图15的最左位置向图16的最右位置轴向移动时，左叶轮734和左泵腔之间保持有间隙。因此，当转子组件730在所述两个极限位置之间穿梭时，左泵742的几何结构和液压性能保持相对恒定。

关于右泵752，当转子组件730轴向地穿梭时，右叶轮736在腔806的涡形部分和腔808之间移动。进入右泵752的血液必须从腔808通过孔832进入涡形部分806。由间隙E2限定的孔832的尺寸根据所述叶轮的轴向位置调节。当间隙E2增加时，右叶轮736的、位于涡形部分806中的部分相对于位于腔808中的部分增加，并且右泵752的液压输出增加。当间隙E2减小时，右叶轮736的、位于涡形部分806中的部分相对于在腔808中的部分减小，并且右泵752的液压输出减小。因此，当转子组件730在图15中的最左位置和图16的最右位置之间穿梭时，右叶轮736从全部位于涡形部分806中变为全部位于腔808中。由于右叶轮736位于腔808中的部分基本被禁止对右泵752的泵送功能做贡献，因此右泵的配置或几何结构基本上随着转子组件730的轴向穿梭而发生变化。由于这个原因，右泵752的液压性能基本上随着转子组件730在两个极限位置之间的穿梭而发生变化。

当左泵742的入口(心房的)压力高于右泵752的入口(心房的)压力时(例如，由于右泵过抽或者左泵欠抽)，转子组件730在液体压力下向右移动，由此关闭右泵孔832并且降低右泵液压性能。相反地，当左泵742的入口(心房的)压力低于右泵752的入口(心房的)压力时(例如，由于右泵欠抽或者左泵过抽)，转子组件730在液体压力下向左移动，因此打开右泵孔832并且增加右泵的液压性能。由此得出结论，对于血泵700的任意给定速度，如果转子组件730相对于定子组件720的轴向位置调节到合适的位置，则左右泵级742和752的压力和流量就可以达到平衡。

为了描述左泵742和右泵752如何对改变入口(心房的)压力差作出响应，图17示出左泵742和右泵752的液压性能。图17示出展示左泵742和右泵752的压力相对于流量的曲线的图表或图解，其中在2700rpm的给定泵速下泵抽比重为约1.06的水和甘油的溶液以模拟泵血。图17示出左泵742和右泵752的液压性能等同于入口(心房的)压力差从-10到+10mmHg之间的泵组的流量。如图17所示，左泵742的液压性能在两个极限之间变化很小。然而右泵752的液压性能变化显著，因此在泵700的液压性能调节中占有很大比重。

参照图17，作为示例，假设在某情形下左泵742的入口压力比右泵752的入口压力高6mmHg。这可能是由于例如生理变化导致，所述生理变化使得全身循环系统和肺循环系统之一的或者两者的液流阻力发生变化。在这种情况下，左泵742和右泵752运行在处于图17所示的各自极限之间的液压性能曲线上。由于轴向移动对左泵742的液压性能改变很小，故主要的压力补偿是由右泵752贡献的。由于在这种情况下右泵752在起始时入口压力亏损(-6mmHg)，故右泵运行所遵循的曲线(没有示出)如图17所示将会向下移动。因此，右泵的液压性能将会降低，导致右泵入口压力相应地上升，促使入口压力差趋于零，由此来矫正心房压力的平衡。

将图17的图表与图18和图19的图表进行对比，示出了泵的几何结构如何导致泵组的不同液压性能特征。图18描述了图12的泵500的液压性能特征。在图18中，示出展示左泵542和右泵552的压力相对于流量的曲线的图表或图解，其中泵组在2100rpm的给定泵速下泵抽比重为1.06的水和甘油的溶液以模拟泵血。图18示出左泵542和右泵552的液压性能等同于入口(心房的)压力差从-10到+10mmHg之间的泵组的流量。

图18示出左泵542和右泵552的液压性能在这些极限之间都发生了改变，因此都对泵500的液压性能调节作出贡献。如图18所示，存在用于左泵542的阈值效应(在2100rpm下为3.5LPM)，但是仅在低流量时。所以，在极端的运行条件中，左泵性能会根据需要增加以保持在给定速度下的最低流量。

图19示出图2的血泵10的液压性能特征。在图19中，示出展示左泵42和右泵52的压力相对于流量的曲线的图表或图解，其中在1500rpm的给定泵速下泵抽比重为1.06的水和甘油的溶液以模拟泵血。图19示出转子组件在最左位置和最右位置时左泵42和右泵52的液压性能。

图19示出左泵42的液压性能基本上提供了泵10全部的性能改变和调节。当A1减小时，性能以特定的流速转移，正比于速度。图19示出了对于图2的泵10的配置，左泵42以特定的流量系数(流量/速度)值从展现离心泵的特征过渡到展现旋涡泵的特征。如果左心房压力由于左泵性能相对较弱而比较高，则转子组件向右边移动，A1变小，且左泵性能提升。由于图19所示的阈值效应，系统会自动趋于保持阈值流量(1500rpm时为6LPM)。因此，流量趋于平衡并且正比于速度。

本领域技术人员应理解，在标称操作过程中，期望将泵700的左心房压力偏置到比右入口压力略高一点(例如3mmHg)，以符合人体正常血液动力学数值。根据本发明，上述过程可以通过将左泵入口746的横截面积调节至小于右泵入口756横截面积来实现，所述调节在左泵742处产生了压降。如图14至16所示，左泵入口746直径E3小于右泵入口直径E4。由于左泵742减小的入口直径造成的压降，施加在左叶轮734泵上或者在左泵叶轮734处“看到”的心房压力低于(例如低3mmHg)在标称目标流速(5-6lpm)处的实际值。这导致转子组件730通过向左过量调节或者向右欠量调节来实现过量补偿，如图14至16所示。因此，泵在泵入口压力差是0mmHg的位置处达到平衡，此时心房压力差将实际近似3mmHg，左心房压略高。左入口额外的压降也在大流量时帮助更充分地打开右泵孔832。

图20示出了本发明的第六实施方式。图20的实施方式示出了可在文中的泵组设计中的任何一个中实施的电机850。电机850包括沿电机轴线852同心排列的定子860和转子880。转子880被定子860包围并且可相对于定子以围绕轴线852旋转。

在图20的实施方式中，定子860包括被非磁垫片864间隔开的两个叠层862。叠层可由例如钢来构造。叠层862和垫片864堆叠以形成定子860的芯868。叠层862因此形成芯868的轴向端部。电机绕组886围绕叠层-垫片堆叠(即，芯868)缠绕。

转子880具有上方安装有两个磁体组件884的空心圆柱芯882。磁体组件884包围芯882并且沿芯的轴向端部方向延伸。芯882可由铁质材料例如钢构造。磁体组件由非磁垫片886隔开。垫片886包围芯882并且在磁体组件884之间沿芯中部延伸。磁体组件884与各自的叠层862对应。垫圈886和864相互对应。

根据图20的实施方式，单独、间隔的成对叠层862和磁体组件864充当电机850的单独的驱动器，垫片886和864在磁体组件和叠层的磁性性质中提供间隙。每个磁体组件884的轴向长度短于相应的叠层862。这允许转子880在电机运行时在叠层862的轴向长度内相对于定子860轴向地移动或穿梭。转子880相对于定子860可轴向穿梭的长度或者距离一般来说等于叠层862的轴向长度减去磁体组件884的轴向长度。在图20中，自由轴一般用标记为“D”的箭头来标识。

有利地，图20的实施方式提高了电机850的轴向刚性。如果/当转子880被驱动以轴向地移动以将磁体884定位为超过叠层862轴向范围时，存在阻止移动的两个磁力，即左和右磁体叠层对的磁力。如果转子轴向地行进超越叠层，则该双作用对以更强的总磁力量驱使转子880归位。因此，图20的电机850在转子880移动至自由移动端部处的界限之外时提供了由强磁回复力限制的自由轴向移动的窗口。这允许文中描述的各种泵组可自我调节，同时避免转子组件(电机转子和叶轮)与血泵壳体之间的摩擦。例如，这个自由轴向移动的窗口在每个方向上可以是0.04英寸。

作为另一个优点，图20的实施方式在没有增加磁体轴承的径向负荷的基础上提高了轴向刚性。因为两个磁体884/两个叠层862的设计在叠层862和磁体884之间分别放置了垫片864、886(例如，塑料垫片)，所以转子880的总重量可以降低，从而帮助实现转子组件中性悬浮的目标。

此外，根据图20的实施方式，电机850的另一特征是可以实时追踪转子880的轴向位置并且将转子位置发送给电机控制器而无需在电机和电机控制器之间添加任何多余的导体。对于任何可植入的电机，期望在电机和电机控制器之间导体(导线)越少越好，以降低电缆的复杂程度和尺寸。电机850是只需要三个导体来完全控制速度和扭矩的无传感器的、无电刷直流(SLBLDC)电机。

图20的实施方式中的转子位置监视系统(RPMS)利用霍尔传感器来检测转子880的轴向位置并且使用两个已经存在的电机导体900来发送位置数据而无需干涉电机850的正常控制。运行转子位置电路的电源也是来自于已经存在的三根电机导线。RPMS包括供电电路902、霍尔传感器904和电压至频率转换电路906，所述转换电路在用于控制电机的频段之上的波段调制一个载波频率。然后在电机控制器908上通过利用有源滤波器分离出转子位置波段以及通过频率至电压转换器解调出转子位置信号来还原转子的轴向位置。有利地，由于转子880的轴向位置与泵的左右侧之间的压力差直接相关，故转子轴向位置的监视特征提供了重要的血液动力学信息。

从本发明的上述描述中，本领域技术人员应考虑到改进、变化和修正。例如在图20的实施方式中，电机850轴向刚性的进一步的调整或提高可以通过额外的磁体/叠层对(例如三个或者更多)来实现。这种在本领域内公知技术内的改进、变化和修正旨在由所附权利要求覆盖。

Claims (19)

1.一种泵，包括：

壳体；

支撑在所述壳体内的定子；以及

转子组件，所述转子组件包括转子，所述转子支撑在所述壳体内以相对于所述定子绕轴线旋转；

所述定子包括：定子芯、围绕所述定子芯的轴向部分缠绕的第一叠层和围绕所述定子芯的第二轴向部分缠绕的第二叠层，所述第一叠层和所述第二叠层沿所述定子芯的长度彼此隔开；

所述转子包括：转子芯、围绕所述转子芯的轴向部分延伸的第一磁体组件和围绕所述转子芯的第二轴向部分延伸的第二磁体组件；所述第一磁体组件和所述第二磁体组件沿着所述转子的长度彼此隔开。

2.如权利要求1所述的泵，其中所述第一叠层的轴向长度大于所述第一磁体组件的轴向长度，并且所述第二叠层的轴向长度大于所述第二磁体组件的轴向长度，使得在电机运行期间，在所述第一磁体组件和所述第二磁体组件在轴向上位于它们的相应叠层的长度内的同时，允许所述转子组件相对于所述定子的自由轴向移动。

3.如权利要求1所述的泵，其中，所述第一叠层的轴向长度大于所述第一磁体组件的轴向长度，并且所述第二叠层的轴向长度大于所述第二磁体组件的轴向长度，从而在电机运行期间限制所述转子组件相对移动至所述第一磁体组件和所述第二磁体组件在轴向上超越它们的相应叠层的长度的位置。

4.如权利要求1所述的泵，进一步包括：

第一间隔件，包围所述定子芯并在所述第一叠层与所述第二叠层之间沿所述定子芯的一部分轴向延伸。

5.如权利要求1所述的泵，进一步包括：

第二间隔件，包围所述转子定子芯并在所述第一磁体组件与所述第二磁体组件之间沿所述转子芯的一部分轴向延伸。

6.如权利要求1所述的泵，进一步包括：

霍尔传感器，用于检测所述转子相对于所述定子的轴向位置并生成指示所述轴向位置的位置信号；

电压至频率转换电路，调制载波频率，所述载波频率的频段与用于控制所述电机的频段不同，所述位置信号在用于为所述电机供电的导线上以所述载波频率承载至电机控制器。

7.如权利要求1所述的泵，进一步包括：

第一叶轮，可操作地耦接至所述转子的第一轴向端以与所述转子一起绕所述轴线旋转；以及

第二叶轮，可操作地耦接至所述转子的、与所述第一轴向端相反的第二轴向端以与所述转子一起绕所述轴线旋转；

所述转子组件能够沿所述轴线相对于所述壳体移动以调节所述泵的液压性能特征。

8.如权利要求1所述的泵，其中，所述转子在血液里具有中性浮性。

9.如权利要求1所述的泵，其中，所述转子包括磁体并且所述定子包括电机绕组，所述磁体的轴向长度短于所述电机绕组的轴向长度。

10.如权利要求7中所述的泵，其中，所述泵包括：

第一泵站，包括帮助限定第一泵腔的第一泵壳部分，在所述第一泵腔内，所述第一叶轮被支撑以绕所述轴线旋转，所述第一叶轮能够沿所述轴线相对于所述第一泵壳部分移动；以及

第二泵站，包括帮助限定第二泵腔的第二泵壳部分，在所述第二泵腔内，所述第二叶轮被支撑以绕所述轴线旋转，所述第二叶轮能够沿所述轴线相对于所述第二泵壳部分移动；

在与所述转子组件一起沿所述轴线移动时，所述第一叶轮和所述第二叶轮相对于所述第一泵壳部分和所述第二泵壳部分轴向移动，以调节第一泵级和第二泵级的液压性能特征。

11.如权利要求10所述的泵，其中所述第一泵壳部分和所述第一叶轮被配置为通过调节所述第一泵级的液压性能特征来响应所述转子组件的轴向移动；以及

所述第二泵壳部分和所述第二叶轮被配置为通过调节所述第二泵级的液压性能特征来响应所述转子组件的轴向移动。

12.如权利要求10所述的泵，其中所述第一泵壳部分和所述第二泵壳部分的构造以及所述第一叶轮和所述第二叶轮的构造被选择为使得所述第一泵级的液压性能特征响应于所述转子组件的轴向移动进行调节，其中所述第一泵级的液压性能特征响应于所述转子组件的轴向移动进行调节的方式与所述第二泵级的液压性能特征响应于所述转子组件的相同轴向移动进行调节的方式不同。

13.如权利要求10所述的泵，其中所述第一泵级和所述第二泵级中的至少一个泵级包括泵腔和与所述泵腔流体联通的相邻腔，与所述至少一个泵级相关联的叶轮的至少一部分能够响应于所述转子组件的轴向移动而从所述泵腔中向所述相邻腔内进出。

14.如权利要求13所述的泵，其中所述相邻腔位于所述泵腔与所述至少一个泵级的入口之间，相关联泵级包括在相关联叶轮与相关联泵壳部分的侧壁的、位于或靠近所述泵腔与所述相邻腔之间的接口的一部分之间限定的孔，所述孔的尺寸根据相关联叶轮的轴向位置变化。

15.如权利要求13所述的泵，其中相关联叶轮位于所述相邻腔内的部分至少基本禁止通过相关联泵级泵送流体。

16.如权利要求7所述的泵，其中所述泵被构造为使得作用在所述第一叶轮上的流体入口压力沿着所述轴线在第一方向上向所述转子组件施加轴向力，并使得作用在所述第二叶轮上的流体入口压力沿着所述轴线在与所述第一方向相反的第二方向上向所述转子组件施加的轴向压力。

17.如权利要求16所述的泵，其中通过作用在所述第一叶轮和所述第二叶轮上的液体入口压力施加在所述转子组件上的轴向力调节所述转子组件的轴向位置以帮助平衡作用在所述第一叶轮和所述第二叶轮上的液体入口压力。

18.如权利要求7所述的泵，进一步包括与所述第一叶轮关联的第一入口和与所述第二叶轮关联的第二入口，所述第一入口和所述第二入口具有不同的内径。

19.如权利要求18所述的泵，其中所述第一入口和所述第二入口的内径被选择为具有不同大小，该不同大小产生有差异的入口压降以使作用在所述第一叶轮和所述第二叶轮上的所述轴向力偏置。