CN109414533B - 心脏辅助装置 - Google Patents

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Abstract

一种具有旋转泵壳体的心脏辅助装置，旋转泵壳体具有圆柱形孔、泵送室和马达定子，马达定子包括在壳体内并围绕圆柱形孔的一部分的导电线圈。转子具有带有叶轮的圆柱形轴和在轴内的一个或多个磁体，这些磁体响应于马达定子以驱动转子的致动。壳体孔与轴的外表面紧密地配合，形成流体动力轴颈轴承，其具有限定泄漏流动路径的环形间隙。可以提供一个或多个的径向或轴向推力轴承，以向转子和在泄漏流动路径内的流提供旋转稳定性。流入、流出和泄漏流动路径的位置的相对定向可以在泵内变化，以便适应用于植入和/或使用的不同的意图的方法。

Description

心脏辅助装置
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本专利文件中的部分材料受美国和其它国家的版权法保护。版权所有者不反对由任何人对专利文件或专利公开内容进行传真复制，因为它出现在美国专利商标局的公开地可获得的文件或记录中，但在其它方面保留所有的任何版权。版权所有者在此不放弃其使本专利文件保密的任何权利，包括但不限于其根据37C.F.R.§1.14的权利。
背景
【技术领域】
本公开的技术一般涉及用于辅助血液流动通过心脏的方法和装置，并且更特别地，涉及循环辅助装置。
【背景技术】
充血性心力衰竭是一个主要的全球公共健康问题，每年其导致数百万人死亡和无法估量的人类痛苦。目前的治疗包括现代药物制剂，自动内部除颤器和包括同步器的高级起搏装置。这些方式提供了一些症状改善，并潜在地改善存活，但是所有这些最多都是姑息治疗而不是治愈性治疗。
存在的疗法为充血性心力衰竭的晚期患者提供有限的临床益处。事实上，据估计每年有数十万患有极晚期CHF体验的患者仅从存在的既定治疗中获得有限的临床益处，并且最多可以接受通过心脏移植服务。心脏移植为患有终末期心力衰竭的患者在症状和存活上提供显著的改善，但是由于供体心脏数量有限，每年仅对几千名患者可用。
以全人工心脏(TAH)或左心室辅助装置(LVAD)的形式的机械循环辅助(MCA)具有满足这些患有终末期心力衰竭的患者(对于这些患者而言几乎没有希望)所需要的潜力。不幸的是，机械循环辅助在心力衰竭的治疗中尚未发展成常用疗法。
历史上，已经在机械循环辅助技术上有了实质性的演变，并且在关于MCA功效及其在心力衰竭治疗中的作用的范例上的有了实质性的改变。最初的范例设想了大规模生产的脉动式TAH的发展，该脉动式TAH可以常规地植入数十万末期患者中，否则他们可以得益于心脏移植。然而，迄今为止，技术上的挑战阻碍了实现原始愿景所需的实用的TAH的发展。
随后，提出LVAD可以满足大多数终末期患者的需要，并且在过去的三十年中已经开发了许多LVAD。实际上，许多有效的LVAD在临床研究中显示出希望，但仅经历了有限的商业成功。这种装置包括脉动式和旋转式连续流动泵。
临床研究已经表明LVAD具有强大的血液动力学效力，并且作为心脏移植的过渡并且在治疗心脏切开术后休克中提供了实质性的临床益处。最近针对在可以受益但不是心脏移植候选者的患者中的目标治疗的LVAD的经验已经证明在症状、生活质量和存活上的改善。在一些等待供体心脏的过渡患者(bridge patients)中已经观察到左心室功能的显著的自发恢复。在一些经历左心室功能的自发恢复的患者中，可以移除辅助装置并延迟或避免对心脏移植的需要。
血管内跨瓣心室辅助已经在患者中在有限的基础上使用，并且已经证明在急性心源性休克的复位(setting)、未能从心肺分流术中戒除，辅助高风险血管成形术和跳动心脏冠状动脉血运重建上的显着的临床益处。更具体地，先前已经描述了用于实现中心血管通路的两种非胸廓切开术方法，并且这两种方法已经在患者中有限地使用。这些方法是左心房的经中隔插管和左心室的跨瓣插管。
然而，先前的系统表现出非常有限的耐久性，并且对于非卧床或慢性临床使用而言一般不被认为是实用的。
对于患有严重充血性心力衰竭(CHF)的患者而言，机械循环辅助已经显示出是有效的治疗。左心室辅助装置(LVAD)和右心室辅助装置两者都已经适用于患者到心脏移植的过渡并且适用于长期(终点(destination))治疗。遗憾的是，用于插入这些装置的存在的方法需要大手术，在此期间患者被置于心肺分流术中并且在人造血管连接到心脏的腔室以向辅助系统的泵提供血液流入时，心脏可能停滞，。
除了在最极端的情况下，存在的LVAD的植入带来太多风险以证明其习惯使用的合理性。目前的LVAD针对植入需要心血管外科医生和心肺分流术。许多先前公开的装置和先前的努力要求打开腹腔和胸腔以植入泵。泵的膈下放置需要隔膜穿透，如果可能的话这是想要避免的。
因此，左心室辅助装置先前在CHF的治疗中仅很少使用，并且然后作为最后手段的治疗。这是非常不幸的，因为LVAD与事实上几乎所有其它适应的治疗相比提供更大的血液动力学效力，并且在治疗充血性心力衰竭上还提供了与其它疗法相比具有更大临床益处的潜力并且堪比心脏移植。
与植入LVAD和RVAD的现有方法关联的实质上的风险限制了它们对末期患者的使用。由于植入循环辅助装置的实质上的风险，目前不认为患有不太严重的心脏病的一大群患者是对于机械循环辅助装置治疗的候选者。
因此，仍然存在针对改善的装置和方法的需要，其允许心脏的腔室的低创的插管，而不需要大的切口、心肺分流术以及对停滞心脏的需要。这将使得可以更好地服务于患有不太严重的CHF的大量患者。
【发明内容】
根据某些方面，本公开提供了用于机械循环辅助装置的微创且低创植入的方法和装置。这种装置可广泛用于治疗充血性心力衰竭中，因为它可以利用微创或低创技术而插入并且用作非卧床慢性心室辅助装置。使用低风险的微创或低创的技术将使III级以及IV级充血性心力衰竭患者可获得治疗性心室辅助。
为了克服现有努力所面临的障碍和缺点，本公开的各个方面提供了新的、改善的LVAD及其插入的手段，以降低其用于治疗充血性心力衰竭的风险。这些目前公开的LVAD提供了改善的安全性和简单性，以便放置在患者体内，特别是利用微创或低创的插入方法。根据某些实施例，公开了LVAD，其适于由介入性心脏病学家在治疗充血性心力衰竭中使用，而不需要心脏手术支持且不需要胸廓切开术。相信当前公开的实施例的适当的实施可以成为在许多情况下的护理的标准。根据进一步的实施例的装置可以采用与可植入的除颤器大致相同的方式插入，而在某些情况下可能借助于血管外科医生来辅助。
本文中描述的技术的进一步的方面将在说明书的以下部分中提出，其中详细描述是为了充分公开本技术的优选实施例的目的，而不对其进行限制。
【附图说明】
通过参照以下附图将更全面地理解本文中描述的技术，这些附图仅用于说明目的：
图1是微创血管内循环辅助泵组件的横截面图。
图2是图1的泵组件的转子的透视图，其示出了三瓣渐细凸面轴承(tri-lobedtapered land bearing)和带槽半球形推力轴承。
图3是图2中示出的转子的横截面图。
图4是图3的转子横截面的示意性侧视图，其图示了径向轴承的突出的渐细凸面(tapered lands)。
图5是图2的转子的半球形推力轴承的透视图。
图6是替代的微创血管内心室辅助泵组件的横截面图，该泵组件具有带有滑动套筒径向轴颈轴承(plain-sleeve radial journal bearing)和半球形轴向推力轴承的转子。
图7是替代的微创血管内心室辅助泵组件的横截面图，该组件具有带有三瓣渐细凸面轴承和锥形轴向推力轴承的转子。
图8是替代的微创血管内心室辅助泵组件的横截面图，该组件具有带有三瓣渐细凸面轴承和平的轴向推力轴承的转子。
图9是替代的微创血管内心室辅助泵组件的横截面图，该组件具有带有前和后三瓣渐细凸面轴承和半球形轴向推力轴承的转子。
图10是具有通过轴承的反向流动的微创血管内心室辅助泵组件的侧视图。
图11是图10的泵组件的横截面图。
图12是图11的横截面图的放大的细节图。
图13是具有通过轴承的反向流动的替代的微创血管内心室辅助泵组件的侧视图。
图14是图13的泵组件的横截面图。
图15是图14的横截面图的放大的细节图。
图16示出了图3的径向轴承周围的各个点的压力分布曲线。
图17示出了滑动套筒轴承(plain-sleeve bearing)的压力分布曲线。
图18示出了图5中所示的推力轴承的压力分布。
【具体实施方式】
更具体地参考附图，为了说明的目的，本技术体现在图1到图15中总体示出的设备中。应当理解，该装置可以在配置和部件的细节方面变化，并且该方法可以在特定步骤和顺序方面变化，而不脱离如本文中公开的基本概念。
图1至图5示出了本实施例的微创血管内循环辅助泵组件10a的各个方面，其特征在于分别具有第一和第二端16、18的泵壳体12a，以及被配置成可旋转地设置在壳体12a内的转子14a。这些组件如以下那样以特定方式相对于彼此配置。
壳体12a包括在第一端16处的泄漏入口22，泄漏入口22包括轴向定位的孔径，其允许流FIA进入沿着第一端16的长度而轴向设置的圆柱形孔28中。圆柱形孔28的尺寸被设置成使得它经由在两个表面之间的轴颈轴承搭配(journal bearing fit)来形成与转子14a的外轴承表面40(outer bearingsurface)配合的内轴承表面(inner bearing surface)。为了本说明书的目的，术语“圆柱形孔28”和“内轴承表面”可互换地使用。因此，圆柱形孔28和轴承表面40形成流体动力轴颈轴承，有时也称为“流体”轴承，或“机械”轴承或轴衬。
泵壳体12a的第二端18包括圆柱形孔26，其被配置成用于容纳转子14a的叶轮35。叶轮35一般包括多个螺旋清扫叶片(helical sweeping blade)34。壳体12a还可包括耦合到内孔26的螺旋定子(扩散器)叶片70。在这种配置中，转子轴14a包括在定子叶片之间旋转的毂(hub)。虽然图1至图9中示出的这种叶轮35和对应的叶片的具体结构和相对布置被认为是有益的用途，但是如将对于普通技术人员来说明显的那样，可以采用其它配置。圆柱形孔26和叶轮35的组合作为泵送室操作，该泵送室被配置成将血液抽吸到孔26中和将血液从孔26中抽吸出。为了本说明书的目的，“泵送室”和“圆柱形孔”可互换使用。
图1和图6至图9示出了具有不同直径的圆柱形孔26、28，主要基于叶轮35相对于由转子外表面40和内轴承表面28限定的流体动力轴承的优选尺寸。然而，应当理解的是该几何形状可以被操纵以优化泵以适应不同的应用。更进一步地，可以想到，为了便于制造或其它考虑以下是非常想要的，一个单个孔可以容纳泵送室和内轴承表面。
在泵10a的正常操作期间，如图1的操作配置中所示，转子14a在壳体12a内的旋转运动一般经由磁力驱动的致动器或马达而实现，该致动器或马达包括分别设置在转子14a和壳体12a的轴承表面内的转子磁铁和转子定子(为简单起见两者都未被示出)。参考图10至图15，可以看到用于这种致动器/马达部件的代表性配置，下面进一步详细描述其实施例。
在转子14a在泵壳体12a内旋转时，叶轮35从径向口或入口20向内抽吸血液流FIR并进入由圆柱形孔26限定的泵送室中。口20从壳体的外表面延伸到转子14a的颈部。血液相对于转子14a和孔26的纵向轴线以角度θT(例如45度)被引导到径向口20中。因此，血液FIR的流动方向具有径向和轴向分量。因此，为了本讨论的目的，“径向口”在本文中定义为相对于流动方向具有至少径向分量的口。血液流从转子14a的颈部38沿着圆柱形孔26前进并经过转子14a的锥形尖端36，以作为出口流F0从轴向出口或口24离开。流FLP主要通过在轴向轴承47的位置处的泵送凹槽48而产生。更进一步地，由叶轮35产生的压力还沿着由转子表面40与孔28内壁之间的间隙限定的环形泄漏或泄漏路径30产生一些动力流FLP。泄漏流路径30从泄漏入口22沿着半球形底端50(和孔28的配合(杯形)内表面)延伸，然后沿着圆柱形孔28的长度朝向口20延伸。
轴向口24可以耦合到套管的第一端(未示出)，在泵10a位于循环系统的第一位置处的情况下，其中输出流F0分散到套管的第一端中以用于将血液的输出流分配到位于循环系统中的第二位置处的套管的第二端。对应地，可以理解的是，如图1所示的血液的流动可以是相反的(例如，经由叶轮35的相反方向或叶轮叶片34的相反定向)，使得孔径24是输入，并且径向口20是输出。可以包含径向法兰25以提供许多功能：1)容纳马达线(未示出)以用于通过穿通件(feedthrough)或端子连接而从泵体收集和引出，2)轴向深度定位器，用于将泵壳体12a固定到目标解剖结构的组织壁，和3)支撑套管(未示出)或其它导管的耦合。还可以提供轴向凸台27用于导管(未示出)的轴向固定(即螺纹孔)。
通过转子14a的外轴承表面40与泵壳体12a的圆柱形孔28的内轴承表面之间的相对运动的作用来提供转子14a的径向支撑。这产生了流体动力径向或轴颈轴承。特别地，由转子14a相对于内轴承表面28的相对运动产生的流体动力推力是转子在圆柱形孔28内的径向悬挂的主要或唯一来源。轴颈轴承的尺寸设计成形成环形间隙g，该环形间隙g是转子外径dr和孔的内径db的函数。在优选实施例中，环形间隙g的尺寸设计在0.002英寸至0.003英寸之间。可以理解的是，图1的图像示出了针对泄漏路径30(相对于其它部件尺寸)的更大的间隙g，主要用于说明在示出泵10a的流动特性上的目的。图6至图9中所示的泄漏流动路径30是尺寸上更精确的描绘部件尺寸。
轴颈轴承构造有利地使剪应力最小化并促进从轴向泄漏入口22朝向径向口20的泄漏流动。所有配合表面优选地是沿着连通的泄漏路径30连续相对运动。所有这样的紧密的间隙、低流动表面因此利用运动而连续地被洗刷，并且可以最小化溶血和血栓形成。特别地，因为FIR＞＞FIA，所以溶血被最小化。通过移动部件的主动泄漏流动路径30允许主动洗刷孔28内的暴露的表面。这减轻了对于密封的需求，密封典型地加剧血栓形成，并且因此本实施例增强了作为植入物的寿命。
如图1中所看到的并且如还在图2中的转子14a的透视图中所看到的，泵10A还包括三瓣径向轴承45和带槽的半球形推力轴承47，以向转子14a提供附加的稳定性和流动特性。在图1中与颈部38和径向口相邻的位置处示出径向轴承45。如在图3中所示的转子10a的横截面视图中所见，径向轴承45一般包括从基部直径部分42向外延伸的三个凸面46。渐细形(taper)44过渡每个凸面46和基部直径部分42。虽然可以采用具有不同数量的凸面的配置，但在图1至图4中示出的径向轴承45的优选配置包括3个相等间隔的凸面46，大约相隔120°。渐细部分沿圆周以大约80°的角度θT延伸，而凸面部分46以角度θL并且基部直径部分42以角度θB沿着圆周的大约20°延伸。
图4示出了转子14a横截面的示意性侧视图，其突出/夸大了径向轴承的渐细凸面46。针对孔28内的压力分布来选择凸面的高度h或从基部直径42突出的程度。取决于高度h，可以根据在凸面处的转子的直径和圆柱形孔db的直径来将基部dr处的转子的直径大小确定为具有想要的间隙(例如0.002英寸至0.005英寸)。应该注意的是，凸面处的转子的直径的尺寸代表图3中所示的半径rL的2倍，并且这是转子14a旋转时径向轴承45的“有效直径”。还应注意，上述尺寸仅用于说明目的，并且可以基于泵的大小和功能而变化。
现在参考图16并且与图17相比较，如在图1至图4以及图7至图9中图示的实施例所详细描述的，径向轴承45跨转子14a的圆周提供平衡的压力分布。图16示出了针对径向轴承周围的各个点的压力分布曲线(pressure distribution profile)，而图17示出了在没有径向轴承45的情况下，针对跨外轴承表面40设置的滑动套筒轴承的压力分布曲线。
如图16中可以看到，围绕圆周顺时针移动，压力在基部半径部分42处最小到零，并且开始在凸面46处建立并随着轴承沿渐细的部分44逐渐变细而开始建立。沿渐细的部分达到峰值，然后在下一个基部半径部分42之前，减小到最小或零压力。然后，针对剩余的两个渐细凸面重复该分布。这种平衡的压力分布为转子14a提供稳定性，以在孔28内保持实质上居中的位置，从而在所有或实质所有围绕圆周的点处保持围绕轴承表面40的一致的泄漏路径30。因此，泄漏路径30的有益流体流动属性有利地应用于整个的或至少绝大部分的轴承表面和相对应的配合的孔28表面。
参照图17，滑动套筒轴承(plain sleeve bearing)40具有不对称的并且负载到轴承圆周的一侧的压力分布，这导致转子14a在孔28内的不稳定性，并因此导致泄漏路径30和相应的流体流动特性的不稳定性。
虽然径向轴承45优选地定位在转子14a上，但是应当理解的是这种突出部也可以定位在孔28的内壁上，其中转子是直的套管。例如，孔28可以包括三个从基部直径(db)部分延伸的凸面形式的突起，其具有三个插入的渐细形部分。然而应理解的是由于制造困难，优选是基于转子的径向轴承。
返回参照图5，示出了设置在转子14a的远端50处的半球形推力轴承47的透视图。在这种配置中，轴向推力轴承47包括三个扫掠渐细的凹槽(swept-tapered groove)48。推力轴承47被配置成提供压力差和相应的泵送机构以促进流动通过泄漏路径30。凹槽48是以从中心向外(径向)扫过的浅-深-浅配置的弧形的中心附近的最深处；低压区域发生在深度从浅到深过渡的地方。图18示出了推力轴承47的压力分布。如图18中所示，在远端尖端处压力最低，在远尖端那里深度从浅到深过渡，并且在凹槽48出口处最高(白色)，提供显着的径向稳定性。随着凹槽向外逐渐变细，白色区域向内延伸，从而转换成以半球形或圆锥形配置的轴向推力。该压力产生轴向分布的推力，促进流动到泄漏路径30中，同时还同样地提供径向稳定性。
现在参考图6，示出了替代的血管内心室辅助泵组件10b的横截面图，其具有转子14b，转子14b具有滑动套筒径向轴颈轴承表面40和半球形轴向推力轴承49。泵组件10b包括分别具有第一和第二端16、18的泵壳体12b，使得转子14b可旋转地设置在壳体12b内。
壳体12b包括在第一端16处的泄漏入口22，泄漏入口22包括轴向定位的孔径，该孔径允许流动到沿着第一端16的长度而轴向设置的圆柱形孔28中。圆柱形孔28的尺寸被确定为使得它形成与转子14b的轴承表面40的外表面搭配的轴颈轴承。
泵壳体12b的第二端18包括圆柱形孔26，其配置成用于容纳转子14b的叶轮35。叶轮35一般包括多个轴向和径向扫掠叶片24。当转子14b在泵壳体12b内旋转时，叶轮35从径向口20径向向内抽吸流并进入由圆柱形孔26限定的泵送室中。血液流沿着圆柱形孔26前进并经过转子14b的锥形尖端36，以从轴向出口或口24离开。流FLP主要通过在轴向轴承49的位置处的泵送凹槽52而产生。更进一步地，由叶轮35产生的压力还沿着由轴承表面40与孔28内壁之间的间隙限定的环形泄漏路径30产生一些动力流。泄漏流动路径30沿着圆柱形孔28的长度从泄漏入口22延伸。
半球形推力轴承49设置在转子14b的远端50处。在这种配置中，轴向推力轴承49包括三个纵向定向的凹槽52，其从轴承表面40处或附近横向于开口22。推力轴承49被配置成提供压力差和相应的泵送机构来促进流动通过泄漏路径30。可以理解凹槽52和泵组件12b可以产生更大的泄漏流量。然而，在深的纵向凹槽52内可能存在比在扫掠渐细的凹槽48中更大的回流。
图7示出了替代的血管内心室辅助泵组件10c的横截面图，其具有转子14c，该转子14c具有三瓣渐细凸面轴承45和锥形轴向推力轴承51。泵组件10c包括分别具有第一和第二端16、18的泵壳体12c，其中转子14c被配置成可旋转地设置在壳体12c内。
壳体12c包括在第一端16处的泄漏入口，泄漏入口包括轴向定位的孔径，该孔径允许流动到圆柱形孔28中，该圆柱形孔28沿第一端16的长度轴向设置。圆柱形孔28的尺寸被确定为使得其形成与转子14c的轴承表面40的外表面搭配的轴颈轴承。
泵壳体12c的第二端18包括圆柱形孔26，该圆柱形孔26被配置用于容纳转子14c的叶轮35。叶轮35一般包括多个轴向和径向扫掠叶片34。当转子14c在泵壳体12c内旋转时，叶轮35从径向口20径向向内抽吸流并进入由圆柱形孔26限定的泵送室中。血液流沿着圆柱形孔26前进并经过转子14c的锥形尖端36以从轴向出口或口24离开。流FLP主要通过在轴向轴承51的位置处的泵送凹槽56而产生。更进一步地，由叶轮35产生的压力还产生用于沿着由轴承表面40与孔28内壁之间的间隙限定的环形泄漏路径30的流的动力。泄漏流动路径30沿着圆柱形孔28的长度从泄漏入口22延伸。
泵10c还包括三瓣径向轴承45，以向转子14c提供附加的稳定性和流动特性。在与颈部38和径向口相邻的位置处示出径向轴承45。径向轴承45一般包括从基部直径部分42向外延伸的三个凸面46。渐细形44过渡每个凸面46和基部直径部分42。
锥形推力轴承51设置在转子14c的锥形尖端54处。在这种配置中，轴向推力轴承51包括三个纵向定向的凹槽56，凹槽56从轴承表面40处或附近横向于锥形尖端54。推力轴承51被配置成提供压差和相应的泵送机构来促进流动通过泄漏路径30。与平的轴向轴承(图8)相反，锥形轴承类似于半球形轴承，因为它可以利用单组凹槽/特征产生径向和轴向力/压力，平的轴向轴承可以采用径向方向上的一组渐细凸面和轴向方向上的另一组渐细凸面。在一些实施例中，锥形轴向轴承设计可以包括渐细凸面凹槽，以代替纵向凹槽56或者附加于纵向凹槽56。
半球形轴承可以允许更多的枢转动作(例如，球窝接头)，其中枢转对于锥形轴承可能不太普遍。锥形轴承允许通过锥体的角度变化轴向-径向力分布。
图8示出了替代的血管内心室辅助泵组件10d的横截面图，该组件10d具有带有三瓣渐细的轴承45和平的轴向推力轴承53的转子14d。泵组件10d包括分别具有第一和第二端16、18的泵壳体12d，其中转子14d被配置成可旋转地设置在壳体12d内。
壳体12d包括在第一端16处的泄漏入口22，泄漏入口22包括轴向定位的孔径，该孔径允许流东到圆柱形孔28中，该圆柱形孔28沿第一端16的长度轴向地设置。圆柱形孔28的尺寸被确定为使得它形成与转子14d的轴承表面40的外表面搭配的轴颈轴承。
泵壳体12d的第二端18包括圆柱形孔26，该圆柱形孔26被配置用于容纳转子14d的叶轮35。叶轮35一般包括多个轴向和径向扫掠叶片34。当转子14d在泵壳体12d内旋转时，叶轮35从径向口20径向向内抽吸流并进入由圆柱形孔26限定的泵送室中。血液流沿着圆柱形孔26前进并经过转子14d的锥形尖端36以从径向出口或口24离开。流FLP主要通过在轴向轴承53的位置处的泵送凹槽58而产生。更进一步地，由叶轮35产生的压力还产生用于沿着由轴承表面40与孔28内壁之间的间隙限定的环形泄漏路径30的流的动力。泄漏流动路径30沿着圆柱形孔28的长度从泄漏入口22延伸。
泵10d还包括三瓣径向轴承45，以向转子14d提供附加的稳定性和流动特性。径向轴承45示出在与颈部38和径向口相邻的位置处。径向轴承45一般包括从基部直径部分42向外延伸的三个凸面46。渐细形44过渡每个凸面46和基部直径部分42。
平的轴向推力轴承53设置在转子14d的平的端部59处。在这种配置中，轴向推力轴承53包括三个纵向定向的扫掠渐细的凹槽58，其横向于锥形平的端部59。推力轴承53被配置成提供压力差和相应的泵送机构以促进流通通过泄漏路径30。平的轴承也可以受益于两个轴承特征组-一个径向的和一个轴向的。
图9是替代的血管内心室辅助泵组件10e的横截面图，该组件10e具有转子14d，转子14d具有第一三瓣渐细凸面轴承45，第二三瓣渐细凸面轴承55和半球形轴向推力轴承47。泵组件10e包括泵壳体12e，其分别具有第一和第二端16、18，其中转子14e被配置成可旋转地设置在壳体12e内。
壳体12e包括在第一端16处的泄漏入口22，泄漏入口22包括轴向定位的孔径，该孔径允许流动到圆柱形孔28中，该圆柱形孔28沿第一端16的长度轴向设置。圆柱形孔28的尺寸被确定为使得它形成与转子14e的轴承表面40的外表面搭配的轴颈轴承。
泵壳体12e的第二端18包括圆柱形孔26，该圆柱形孔26被配置用于容纳转子14e的叶轮35。叶轮35一般包括多个轴向和径向扫掠叶片34。当转子14e在泵壳体12e内旋转时，叶轮35从径向口20径向向内抽吸流并进入由圆柱形孔26限定的泵送室中。血液流沿着圆柱形孔26前进并经过转子14e的锥形尖端36以从轴向出口或口24离开。流FLP主要通过在轴向轴承47的位置处的泵送凹槽48产生。更进一步地，由叶轮35生产的压力还产生用于沿着由轴承表面40与孔28内壁之间的间隙限定的环形泄漏路径30的流的动力。泄漏流动路径30沿着圆柱形孔28的长度从泄漏入口22延伸。
像图1中示出的实施例10a一样，泵10e包括三瓣径向轴承45，以向转子14e提供附加的稳定性和流动特性。径向轴承45示出在与颈部38和径向口相邻的位置处。径向轴承45一般包括从基部直径部分42向外延伸的三个凸面46。渐细形44过渡每个凸面46和基部直径部分42。
除了转子14e的颈部区域38处的径向轴承45之外，第二径向轴承55与半球形端部50相邻地设置或设置在半球形端部50附近。径向轴承55一般包括从基部直径部分向外延伸的三个凸面64。渐细形62过渡每个凸面64和基部直径部分60。第二或后部径向轴承55以与第一或前向径向轴承45类似或相同的方式操作，以向转子14e提供旋转稳定性。
半球形推力轴承47也设置在转子14e的半球形端部50处。在这种配置中，轴向推力轴承47包括三个扫掠渐细的凹槽48。推力轴承47被配置成提供压力差和相应的泵送机构以促进流动通过泄漏路径30。该压力产生轴向分布的推力，促进流进入泄漏路径30中，同时也同样地提供径向稳定性。
图10至图12示出了具有反向的轴承流的微创血管内心室辅助泵组件100。图10示出了泵组件100的侧视图，而图11是泵组件100的剖视图。图12示出了图11的横截面视图的放大细节图。
泵组件100采用转子114，其具有实心转子轴与叶轮140的螺旋叶片124的整体附接(定子叶片125也可包括在壳体上)，并且以与如由前面的实施例示出和描述的相似的流体动力悬架的原理而操作。实心转子114包括与马达定子144相互作用的转子磁体146。马达定子144包括导电线圈(未示出)，其适于经由引线120而耦合到电源(未示出)，并且相对于转子磁铁146而定位，以形成磁通间隙马达界面，使得在电源激活时的工作模式中，流动通过马达定子144线圈的电流产生磁通量场，该磁通量场跨越在转子114与壳体112之间的磁通缺口间隙(即泄漏路径130)而延伸，并且使转子磁体146移动得足以扭动转子114并使转子114在轴颈轴承间隙130和壳体112的端部118的孔106内旋转。还应理解的是马达定子线圈144可相对于转子磁铁146轴向偏移，以形成转子端部进入壳体孔中的轴向力或预载荷。
应当理解，图11和图12中所示的转子磁体/转子定子配置可以类似地被实施用于为图1至图9中示出的任何泵实施例10a至10e提供转子运动。马达细节并未包括在图1至图9中，以允许突出径向和推力轴承配置和流动特性。还应理解的是在适当情况下，在2013年4月2日授权的美国专利No.8,409,276中详述的马达配置(在其整体上通过引用合并在本文中)可以在本说明书的实施例上使用。
转子114的旋转经由从转子114的外表面148、孔132的内表面和由将二者分开的泄漏路径130限定的轴颈轴承间隙形成的流体动力轴颈轴承支撑在壳体112的孔132内。要理解的是，泄漏路径130的尺寸被确定为形成轴颈轴承间隙，类似于图1至图9所示的泵10a至10e的泄漏路径30。要理解的是在本文中描述的所有实施例中，转子114(或图1至图9中的任何转子14a至14e)在径向方向上实质上或仅由流体动力推力而悬挂在所述壳体112内，该流体动力推力由所述转子相对于所述泵壳体并且在所述泵壳体内作为轴颈轴承间隙的函数的相对运动而产生。虽然磁性部件(例如定子144和磁体146)可以偶然地提供某种形式的悬挂(即磁悬挂)，但是这种磁悬挂对于作为轴颈轴承配置的函数而产生的流体动力推力是微小的并且影响很小。
在转子114旋转时，叶轮140通过壳体112的端部118处的开口或口116抽吸轴向输入流FIA，经过转子尖端142并进入由孔106限定的泵送室108中。然后受推动的流体径向向外作为FOR通过径向口122。应该理解的是口122被定向成使得输出流FOR以相对于转子114和壳体112的纵向轴线的径向和轴向分量(例如45度)离开。
与径向输出流FOR和轴向输入流FIA同时，径向输入流FIR从径向孔径126输入，该径向孔径126与从径向输出口122的叶轮140和泵送室108相反。输入流FIR被馈入轴向通道136并且沿着转子114的后端128分散(其与腔室132的后壁共享与转子轴承表面148类似的间隙)。通过128和/或134处的几何形状(即泵送凹槽)沿着泄漏路径130驱动流FLP。基于128和134处的几何形状，以及在122和142处的相对压力，可以(从该实施例中描绘的方向)反转泄漏路径流FLP的方向。然后在输出口122处与流一起离开前，输入流FIR沿着泄漏路径130的长度迁移，润滑轴颈轴承。
图13至图15示出了具有反向轴承流的微创血管内心室辅助泵组件150。图13示出了泵组件150的侧视图，而图14是泵组件150的剖视图。图15示出了图14的横截面视图的放大细节图。
泵组件150采用转子114，其具有实心转子轴与叶轮140的螺旋叶片154的整体附接(定子叶片155也可包括在壳体上)，并且以与如由前面的实施例示出和描述的流体动力悬挂的类似的原理来操作。转子114包括中心通道156和与马达定子144相互作用的转子磁体146。马达定子144包括导电线圈(未示出)，其适于耦合到电源(未示出)，并且相对于转子磁体146而定位以形成磁通缺口间隙马达界面，使得在由电源激活时的操作模式中，流动通过马达定子144线圈的电流产生跨过转子114与壳体112之间的磁通缺口间隙而延伸的磁通场(即泄漏路径130)，并且使转子磁体146移动成足以使扭动转子114并使转子114在轴颈轴承间隙130和壳体112的端部118的孔106内旋转。
转子114的旋转经由从转子114的外表面148、孔132的内表面和由分开二者的泄漏路径130限定的轴颈轴承间隙形成的流体动力轴颈轴承而支撑在壳体112的孔132内。
在转子114旋转时，叶轮140通过壳体112的端部118处的口或开口116抽吸轴向输入流FIA、经过转子尖端142并进入由孔106限定的泵送室108中。受推动的流体径向向外作为FOR流动通过径向口122。应该理解的是口122被定向使得输出流FOR以相对于转子114和壳体112的纵向轴线的径向和轴向分量(例如45度)而离开。
与径向输出流量FOR和轴向输入流量FIA同时，泄漏路径输入流FIL从位于轴颈轴承的径向输出口22和前进范围处的环形孔径134输入。FIL由134处的转子上的几何形状(即泵送凹槽)驱动。基于128和134处的几何形状以及122和142处的相对压力，可以(从该实施例中描绘的方向)反转泄漏路径流FLP的方向。在沿着转子114的后端128被分散之前(其与腔室132的后壁具有与转子轴承表面148类似的间隙)，输入流FIL被馈送到泄漏路径130中并沿着泄漏路径130的长度迁移，润滑轴颈轴承。输入流FIR然后径向向内朝向轴向中心通道156流动，然后在中心通道156那里其沿着转子114的长度通过中心通道156而馈送，在中心通道156那里它作为转子114的尖端142处的轴向流FOA而输出。
未示出的柔性套管可以在泵100或泵150的端部118处附接到泵体或壳体112。在这种配置中，泵100/150将从套管的第一端内抽吸血液的输入流FIA，套管的第二端定位在循环系统中的不同位置处。更进一步地，根据替代实施例，采用不同的液压泵送元件来相对于套管和径向移动的流动口122反转流动方向。因此，端部118处的孔径116和第一端套管将是泵流出，并且径向槽或口122将用作泵入口。
应当理解，通过如本文中描述的并且基于本公开的全面回顾而对本领域普通技术人员明显的那样，本公开的各种装置/泵实施例允许显著地有益于微创和低创插入方法的目的。公开了用于低创手术植入的两种特别有益的方法，但并没有限制，并且其包括：1)没有血管吻合(anastomosis)的插入，和2)血管吻合插入。
就其允许在没有胸廓切开术或心肺分流术的情况下实施VAD(例如LV/LA或RV/RA)而言，微创插入被认为是特别有益的。就其经由外周血管通路而实现(诸如例如使用荧光镜引导，用于放置血管内泵或专用套管)而言，中心血管通路被认为是特别有益的。
就其包括在有限的手术切口且没有心肺分流术的情况下来放置LVAD而言，低创插入被认为是特别有益的。更进一步地，消除对血管吻合的需要的方法被认为是非常有利的，并且根据某些本实施例而有利地被实现。通过胸腔镜技术促进而对插入方法的适应进一步简化了手术，并且也通过某些本实施例而实现。
LVADS的微创放置一般被认为主要落入介入性心脏病学家的范围内(尽管显然其他经过充分训练和有能力的医生可以实施本公开)。本实施例中的某些实施例提供了针对这种介入治疗师的使用的适应，特别是因为这种装置一般允许以下中的至少一个，并且优选地多于一个或全部：1)用于实现非胸廓切开术血管通路的简单手段，2)适于插入外周动脉的小套管系统和微型泵，3)适于在胸壁上皮下植入的小泵，以及4)能够在非卧床环境中可靠地操作数月至数年的泵。提供能够在延长的非卧床中可靠地操作的LVAD的微创或低创植入的能力是由某些本实施例所呈现的特别的益处，并且先前通过先前公开或使用的装置和方法来是不可能的。
通过某些本公开的实施例可获得各种方法，并且这些方法基于介入心脏病学家熟悉的经血管的技术。这种方法典型地采用跨主动脉瓣逆行的柔性套管的放置，以用作泵的流入管道。流入套管的非胸廓切开术放置典型地通过外周动脉进入。一种说明性方法采用微型血管内泵的放置，该微型血管内泵经由经皮线从外部控制器和电池接收电力。
为了进一步说明一种特定方法，采用泵系统，其包括放置在动脉系统的动脉内的小型泵(例如，图1至图15中图示的泵10a至10e、100或150中的任何一个)。将流入套管逆行跨主动脉瓣而放置到心脏的左心室中。泵出口(例如，反向流动模式下的泵10a至10e中的轴向出口或口24或者泵100或150的口116)定位在动脉系统的升主动脉中。然后经由流入套管从左心室移除血液并经由口24将血液泵送到升主动脉中，从而直接辅助左心室。
还可以通过将泵流入左心房(LA)并将血液输送到主动脉来辅助舒张性心力衰竭(DHF)。
在所有实施例中，可以从外部佩戴的马达控制器和可充电电池系统(未示出)经由经皮线(例如图11中示出的线路120)向泵10a至10e，100或150供应电力。在一个特定实施例中，线经由锁骨下动脉从外部系统部件耦合到泵。替代地，可以使用可植入的电池和控制器，其经由经皮电子转移(TET)而供电。
在另一实施例中，系统可以包含位于患者胸部区域中的皮下袋(未示出)中的泵的解剖学放置。泵的流入(例如图11中所示的口116)与柔性流入套筒(未示出)连续，柔性流入套管进入锁骨下动脉并跨主动脉瓣逆行穿过进入左心室中。第二流出套管连接到泵的流出并将血液返回到动脉系统-在这种情况下，经由对侧锁骨下动脉的吻合术。如此配置，血液从左心室移除并返回到体循环，从而直接辅助左心室。与前述系统一样，经皮线可用于经由外部佩戴的马达控制器和可充电电池系统来向泵供电和/或进行控制。
在一些实施例中，可以实施泵系统、植入物配置和外科手术方法，而不需要将流入或流出套管吻合到主要血管壁。还应当理解，这些非吻合方法可以适配于小胸廓切开术或胸腔镜方法，而不需要心肺分流术或血管移植的吻合术。
在另一实施例中，泵系统采用泵(例如，图1至图15中图示的泵10a至10e、100或150中的任何一个)，其定位左心室中并且具有出口套管(例如，耦合到泵10a至10e的口24)，其顺行通过主动脉瓣。该外科手术可以经由小胸廓切开术而实施。根据这种方法，打开心包并将牵引置于心室顶点。使用穿刺技术和扩张器系统，于是将薄壁的套针(trochar)推进到心室腔中。然后将诸如正向流泵的泵推进到左心室中，并且柔性流出套管(未示出)容易地跨主动脉瓣顺行前进。然后使用锚固组件将泵锚定在心室顶点处，如对于本领域技术人员而言清楚的那样，锚固组件可以选择与描述的系统和方法的环境中的合适的构造和操作。
在这样的配置中，泵通过壳体中的口(例如，泵10a至10e中的任何一个中的径向入口20)来抽吸血液，并且将血液通过出口套管向前泵送到瓣膜上主动脉中。主动脉瓣叶一般在出口套管周围提供足够的密封。
根据与本文描述的某些实施例一致的泵系统的其它方面，通过小胸廓切开术而执行具有血管吻合的低创手术插入，而并不需要心肺分流术。虽然未在本文中示出，但是为了进一步说明，这种方法可以例如像如下那样进行。
打开心包并将牵引施加到心室顶点。使用穿刺技术和扩张器系统，将薄壁流入套管插入到左心室中。流出移植物可以与下行胸主动脉吻合。替代地，流出移植物可通过隧道连接到锁骨下动脉或股动脉以用于进行吻合。然后将泵置于流入与流出移植物之间，使得血液从左心室中移除并泵送到体循环中。泵可以植入胸腔中，或皮下或在特定情况或技术中的适当的其它地方。经皮导线经由外部控制器和电池系统为泵提供电力。
目前的左心室辅助装置通一般需要经由心室顶点的左心室的套管插入，并将动脉移植物外科吻合到胸主动脉。绝大多数太大而不能放置在心包空间或胸腔中，并且植入在前腹部区域的隔膜下方。膈下放置典型需要隧道穿过隔膜以路由血管移植物-这是大的手术并且通常需要进行心肺分流术。将泵放置在心包空间中消除了对膈肌穿透的需要并且使泵入口的长度最小化。短泵入口可通过减少针对泵送所需的工作量来降低泵中血栓形成的可能性。
以下更全面地描述本公开的各种LVAD泵实施例。每个被认为比先前公开或使用的系统提供某些显著的潜在优势。某些实施例的这些改进包括但不限于以下中的一个或多个：设计的简单性、成本的降低以及与现有LVAD设计相比的功耗降低，并且每个都可以容易地适配于传统的外科手术插入。此外，某些实施例被认为呈现了将低外形、最微创或低创输送与伴随延长的非卧床的植入物的长寿命相结合的非常有益的优点。
另外，可以容易地调节本文中描述的泵的外径和长度以适合用于特定应用的适当参数，以优化马达性能和流体动力轴承支撑，用于旋转组件的径向约束。
除了其它益处之外，本说明书的泵允许非常适合经由微型胸廓切开术而插入左心室尖端或心房并且将占据非常少的心外容量的尺寸包络。来自泵出口的血管移植物将典型地与主动脉或锁骨下动脉吻合。
根据本描述的泵也可以构造得足够小以使其可以位于前胸壁上并且从经胸套管接收血液到左心脏并且经由移植物到锁骨下动脉将血流返回到循环。利用经由锁骨下动脉放置的薄壁套管，逆行跨主动脉瓣，还可以实现进入左心室。主动脉瓣叶将围绕套管的壁密封。来自泵出口的加压流可以经由到诸如锁骨下动脉的外周动脉的移植物返回到循环。这样的程序将属于介入心脏病专家的范畴。
在使用的一个特定的进一步实施例中，如本描述中详述的泵可以经由微型胸廓切开术插入左心室尖端或心房，并且将占据非常少的心外体积。来自泵出口的血管移植物可以与主动脉或锁骨下动脉吻合。泵也足够小使其可以位于前胸壁上，并从经胸套管接收血液到左心脏，并经由移植物回流循环到锁骨下动脉。同样地，利用经由锁骨下动脉放置的薄壁套管，逆行跨主动脉瓣左侧并经由到锁骨下动脉的移植物返回循环，可以实现进入左心脏。
本描述的泵的特征的组合一般地适合于直接放置在左心室或心房中，尽管如果适当地构造或否则进行修改以在递送期间折叠的话径向扩大的特征可允许更小的外形以用于微创或低创递送。
在另一示例性实施例中，流出套管(未示出)的近端耦合到泵的输出(例如泵10a至10e中的任何一个的口24)，其中远端通过小孔插入到心室顶端中，并且流出套管跨主动脉瓣顺行通过，使得套管的尖端在主动脉瓣上方。主动脉瓣叶将围绕套管壁密封。流出套管可以是加强的，或者可能是可充气的灯笼裤(“pantaloon”)设计，以最小化瓣叶的磨损。套管直径可以比泵体小得多。当流出套管穿过主动脉瓣膜时，流出套管的外直径可以是例如大约7mm。具有泵入口的泵的主体将保留在左心室中。在泵操作期间，血液将从左心室泵送到瓣膜上主动脉中。
虽然已经结合上面概述的具体实施例描述了本公开，但是明白的是，许多替换、修改和变化对于本领域技术人员来说是明显的。例如，尽管可以通过参考将泵马达连接到外部电源的导线来描述本实施例，但是可以使用其它电源或能量耦合机构，例如整体的电池，植入式电源。这可以进一步包括，例如，植入式电池，其与泵组件成一体或远程植入。在各种位置中，合适的电池进一步可以具有例如固定的充电寿命，或者可以是可再充电的，诸如经由运动致动或经由经皮电感耦合。根据另一示例，根据特定的说明性的实施例，某些配合或协作部件(诸如转子磁体和电机定子背铁)在彼此的特定相对位置中而示出。然而，也可以预期在这些组件之间相对的其它特定布置，并且在某些情况或应用中也可以是合适的或甚至是特别有益的。例如，尽管所示的马达定子实施例的背铁典型地示出为与转子磁体对准，但是它可以替代地在静止状态下部分地从转子磁体纵向移位。该静止位移可以被配置以便当磁通间隙马达被激活时，最大化来自这些部件之间的磁吸引力的、与在壳体内由转子引起的相反的纵向位移力直接抵触的位移力。
更进一步地，应理解的是本文中描述的任何实施例的特征或组件可在适当时互换使用。例如，泵10a至10e中详述的任何径向或轴向轴承可用于泵100和150中所示的转子配置。更进一步地，泵100和150中详述的任何磁驱动/致动器部件可用于泵10a至10e中所示的配置中。
从本文中的描述，应理解的是本公开涵盖多个实施例，其包括但不限于以下：
1、一种心脏辅助装置，包括：转子；所述转子包括具有外表面的轴和在外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面，以及在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；所述径向轴承包括从外轴承表面径向突出的多个凸面；其中所述多个凸面跨转子轴的圆周而间隔开；以及泵壳体；泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，其被配置成在泵壳体内限定泵送室和内轴承表面；其中在操作配置中，转子被定位在所述一个或多个圆柱形孔内，使得叶轮在转子致动时在泵送室内旋转；其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口；其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许血液流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动；其中转子的致动在环形间隙内产生压力曲线；并且其中径向轴承的凸面实质上跨外轴承表面的圆周对称地分布压力曲线。
2、根据前述任何实施例所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
3、根据前述任何实施例所述的装置：其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；其中泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径延伸的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
4、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述一个或多个圆柱形孔包括设置在泵壳体的第一端处的第一孔以及在泵壳体的第二端处的第二孔，第一孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二孔被配置用于容纳叶轮和泵送室，泵壳体进一步包括：径向口，其设置在第一孔与第二孔之间；其中叶轮的旋转通过径向口并且沿第二孔的长度到泵送室中并且通过设置在泵壳体的第二端处的出口来抽吸血液流；并且其中泄漏入口设置在泵壳体的与出口相反的端部处。
5、根据前述任何实施例所述的装置，其中沿着泄漏路径流动的血液被排出到径向口中。
6、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凸面中的每个凸面从转子的基部直径部分周向上逐渐变细，基部直径部分的直径等于外轴承表面。
7、根据前述任何实施例所述的装置，进一步包括：轴向轴承，其设置在转子的第一端处；轴向轴承被配置成与壳体的泄漏入口轴向上相邻地设置；轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力推力轴承，该流体动力推力轴承具有所述一个或多个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力。
8、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承进一步被配置用于促进血液从泄漏入口流动到泄漏流动路径中。
9、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承包括半球形表面。
10、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凹槽包括在所述半球形表面中的扫掠渐细的凹槽。
11、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承包括圆锥形或平的表面。
12、根据前述任何实施例所述的装置，其中径向轴承设置在与径向口相邻的外轴承表面的第一端上，所述装置进一步包括：第二径向轴承，其包括从外轴承表面径向地突出的第二组凸面；其中第二组凸面跨转子轴的第二圆周而间隔开；第二径向轴承设置在与泄漏入口相邻的轴承表面的第二端上。
13、一种心脏辅助装置，包括：转子；所述转子包括具有外表面的轴和在外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面，以及在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的轴向轴承；轴向轴承被配置成与壳体的泄漏入口轴向上相邻地设置；以及泵壳体；泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，其被配置成在泵壳体内限定泵送室和内轴承表面；其中，在操作配置中，转子被定位在所述一个或多个圆柱形孔内，使得叶轮在转子致动时在泵送室内旋转；其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口；其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许血液流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动；并且其中轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力推力轴承，该流体动力推力轴承具有所述一个或多个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力，并促进血液从泄漏入口流动到泄漏流动路径中。
14、根据前述任何实施例所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
15、根据前述任何实施例所述的装置：其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；其中所述泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径延伸的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
16、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述一个或多个圆柱形孔包括设置在泵壳体的第一端处的第一孔以及在泵壳体的第二端处的第二孔，第一孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二孔被配置用于容纳叶轮和泵送室，泵壳体进一步包括：径向口，其设置在第一孔与第二孔之间；其中叶轮的旋转通过径向孔并且沿第二孔的长度到泵送室中并且通过设置在泵壳体的第二端处的轴向口来抽吸血液流；其中泄漏入口与泵壳体的第一端处的出口相反地设置；并且其中沿着泄漏路径流动的血液被排出到径向口中。
17、根据前述任何实施例所述的装置，进一步包括：在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；所述径向轴承包括从外轴承表面径向突出的多个凸面；其中所述多个凸面跨转子轴的圆周而间隔开；其中转子的致动在环形间隙内产生压力曲线；并且其中径向轴承的凸面实质上跨外轴承表面的圆周对称地分布压力曲线。
18、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凸面中的每个凸面从转子的基部直径部分周向上逐渐变细，基部直径部分的直径等于外轴承表面。
19、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承包括半球形表面。
20、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凹槽包括在所述半球形表面中的扫掠渐细的凹槽。
21、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承包括圆锥形或平的表面。
22、一种心脏辅助装置，包括：转子；所述转子包括具有外表面的轴和在外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面；以及泵壳体；泵壳体包括设置在泵壳体的第一端处的第一圆柱形孔以及在泵壳体的第二端处的第二圆柱形孔，第一圆柱形孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二圆柱形孔被配置用于容纳叶轮；泵壳体进一步包括设置在第一圆柱形孔与第二圆柱形孔之间的径向口；其中在操作配置中，转子被定位在第一和第二圆柱形孔内，使得叶轮在转子的致动时在泵送室内旋转；其中叶轮的旋转通过径向孔并且沿第二孔的长度到泵送室中并且通过设置在泵壳体的第二端处的出口来抽吸血液流；其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口，该泄漏入口与泵壳体的第一端处的出口相反地设置；并且其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作以允许血液流动到泄漏入口中，并且沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动，在外轴承表面那里血液被排出到径向口中。
23、根据前述任何实施例所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
24、根据前述任何实施例所述的装置：其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；其中泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径而延伸的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
25、根据前述任何实施例所述的装置，进一步包括：在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；所述径向轴承包括从外轴承表面径向突出的多个凸面；其中所述多个凸面跨转子轴的圆周而间隔开；其中转子的致动在环形间隙内产生压力曲线；并且其中径向轴承的凸面实质上跨外轴承表面的圆周对称地分布压力曲线。
26、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凸面中的每个凸面从转子的基部直径部分周向上逐渐变细，基部直径部分的直径等于外轴承表面。
27、根据前述任何实施例所述的装置，进一步包括：在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的轴向轴承；其中轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力推力轴承，该流体动力推力轴承具有所述一个或多个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力，并促进血液从泄漏入口流动到泄漏流动路径中。
28、根据前述任何实施例所述的装置，其中轴向推力轴承包括半球形表面。
29、根据前述任何实施例所述的装置，其中所述多个凹槽包括在所述半球形表面中的扫掠渐细的凹槽。
30、一种心脏辅助装置，包括：转子；所述转子包括具有外表面的轴和在外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面；以及泵壳体；泵壳体包括设置在泵壳体的第一端处的第一圆柱形孔和在泵壳体的第二端处的第二圆柱形孔，第一圆柱形孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二圆柱孔被配置用于容纳叶轮；泵壳体进一步包括设置在第一圆柱形孔与第二圆柱形孔之间的径向口；其中在操作配置中，转子被定位在第一和第二圆柱形孔内，使得叶轮在转子的致动时在泵送室内旋转；其中叶轮的旋转通过设置在泵壳体的第二端处的轴向口并且沿着第二孔的长度到泵送室中来抽吸血液流，以从径向口排出；其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口；并且其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许血液流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动。
31、根据前述任何实施例所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
32、根据前述任何实施例所述的装置：其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；其中泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
33、根据前述任何实施例所述的装置：其中泄漏入口设置在泵壳体的第一端处在第一圆柱形孔的与径向口相反的端部处；并且其中在泄漏路径内流动的血液被排出到径向口中。
34、根据前述任何实施例所述的装置，其中泄漏入口包括径向口，该径向口分散在第一圆柱形孔的一端处的泄漏入口血液流。
35、根据前述任何实施例所述的装置：其中泄漏入口包括在径向口处或附近的环形入口；其中泄漏路径中的血液沿着环形间隙的长度远离径向口朝向第一圆柱形孔与径向口的相反端流动，并且围绕设置在第一端圆柱形孔的相反端处的转子的第一端流动，并且流动到沿转子的长度轴向上延续的中心通道中；并且其中在中心通道内流动的血液从转子的第二端排出到第二圆柱形孔中。
尽管本文中的描述包含许多细节，但这些细节不应被解释为限制本公开的范围，而是仅提供一些当前优选实施例的说明。因此，应当理解的是本公开的范围完全涵盖对于本领域技术人员来说可能变得显而易见的其它实施例。
在权利要求中，除非明确说明，否则对单数形式的元件的引用并不旨在表示“一个且仅一个”，而是“一个或多个”。本领域普通技术人员已知的所公开的实施例的元件的所有结构上、化学上和功能上的等同物通过引用明确地合并到本文中，并且旨在由本权利要求书所涵盖。更进一步地，无论元件、组件或方法步骤是否在权利要求中明确地陈述，本公开中的元件、组件或方法步骤都并不意图专用于公众。本文中的权利要求元素不应被解释为“装置加功能”元件，除非使用短语“用于......的装置”明确地陈述该元件。除非使用短语“用于……的步骤”明确地叙述该元素，否则本文中的权利要求元素不应被解释为“步骤加功能”元素。

Claims (22)

1.一种心脏辅助装置，包括：
泵壳体，所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，其被配置成在泵壳体内限定泵送室和内轴承表面；
设置在所述泵壳体内的转子；
所述转子包括具有外表面的轴和在所述转子的近端的外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；
所述转子的所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面，以及在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；
所述径向轴承包括从外轴承表面径向突出的多个凸面，并且其中所述多个凸面跨所述转子轴的圆周而间隔开；
轴向轴承，包括半球形表面或圆锥形表面，在轴向上邻近于在所述转子的远端处的所述泵壳体中的泄漏流动路径的泄漏入口设置；
其中，所述轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力轴承，流体动力轴承具有所述一个或多个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力，同时还提供径向稳定性；
其中，所述多个凹槽形成所述轴向轴承的流体动力轴承，并且还配置用于促进血液从泄漏入口流入泄漏流动路径；
其中在操作配置中，转子被定位在所述一个或多个圆柱形孔内，使得叶轮在转子致动时在泵送室内旋转，其从径向口或入口向泵送室吸入第一血液流；
其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；
其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口；
其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许第二血液流流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动；
其中转子的致动在环形间隙内产生压力曲线；并且
其中径向轴承的凸面实质上跨外轴承表面的圆周对称地分布压力曲线。
2.根据权利要求1所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
3.根据权利要求1所述的装置：
其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；
其中泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且
其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径延伸的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
4.根据权利要求1所述的装置，其中所述一个或多个圆柱形孔包括设置在泵壳体的第一端处的第一孔以及在泵壳体的第二端处的第二孔，第一孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二孔被配置用于容纳叶轮和泵送室，泵壳体进一步包括：
径向口，其设置在第一孔与第二孔之间；
其中叶轮的旋转通过径向口并且沿第二孔的长度到泵送室中并且通过设置在泵壳体的第二端处的出口来抽吸第一血液流；并且
其中用于吸入第二血液流的泄漏入口设置在泵壳体的与出口相反的端部处。
5.根据权利要求4所述的装置，其中沿着泄漏路径流动的血液被排出到径向口中。
6.根据权利要求1所述的装置，其中所述多个凸面中的每个凸面从转子的基部直径部分周向上逐渐变细，基部直径部分的直径等于外轴承表面。
7.根据权利要求1所述的装置，还包括在所述轴向轴承附近的附加径向轴承，其中，所述转子的所述外表面包括在所述轴上的第三位置处的外轴承表面，以及在所述外轴承表面处或附近的径向轴承，并且其中所述径向轴承包括从所述外轴承表面径向突出的多个凸面。
8.根据权利要求1所述的装置，其中所述轴向轴承的半球形表面的所述多个凹槽包括扫掠渐细的凹槽。
9.根据权利要求8所述的装置，其中所述多个扫掠渐细的凹槽是以从中心向外径向扫过的浅-深-浅配置的弧形的中心附近的最深处，其中低压区域发生在深度从浅到深过渡的地方。
10.根据权利要求4所述的装置，其中径向轴承设置在与径向口相邻的外轴承表面的第一端上，所述装置进一步包括：
第二径向轴承，其包括从外轴承表面径向地突出的第二组凸面；
其中第二组凸面跨转子轴的第二圆周而间隔开；
第二径向轴承设置在与泄漏入口相邻的轴承表面的第二端上。
11.一种心脏辅助装置，包括：
泵壳体，所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，其被配置成在泵壳体内限定泵送室和内轴承表面；
设置在所述泵壳体内的转子；
所述转子包括具有外表面的轴和在所述转子的近端的外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；
所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面，以及在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；
所述径向轴承包括从外轴承表面径向突出的多个凸面，并且其中所述多个凸面跨所述转子轴的圆周而间隔开以实质上跨外轴承表面的圆周对称地分布压力曲线；
轴向轴承被配置成与泵壳体的泄漏入口轴向上相邻地设置，所述轴向轴承包括半球形表面，在轴向上邻近于在所述转子的远端处的所述泵壳体中的泄漏流动路径的泄漏入口设置；
其中所述轴向轴承的包括多个扫掠渐细的凹槽，所述多个扫掠渐细的凹槽是以从中心向外径向扫过的浅-深-浅配置的弧形的中心附近的最深处，其中低压区域发生在深度从浅到深过渡的地方，所述多个凹槽形成流体动力轴承，流体动力轴承具有所述一个或多个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力，同时还提供径向稳定性；
其中，所述多个凹槽形成所述轴向轴承的流体动力轴承，并且还配置用于促进血液从泄漏入口流入泄漏流动路径；
其中，在操作配置中，转子被定位在所述一个或多个圆柱形孔内，使得叶轮在转子致动时在泵送室内旋转，其从径向口或入口向泵送室吸入第一血液流；
其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；
其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏入口；并且
其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许第二血液流流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动。
12.根据权利要求11所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
13.根据权利要求11所述的装置：
其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；
其中所述泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且
其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径延伸的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
14.根据权利要求11所述的装置，其中所述一个或多个圆柱形孔包括设置在泵壳体的第一端处的第一孔以及在泵壳体的第二端处的第二孔，第一孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二孔被配置用于容纳叶轮和泵送室，泵壳体进一步包括：
径向口，其设置在第一孔与第二孔之间；
其中叶轮的旋转通过径向孔并且沿第二孔的长度到泵送室中并且通过设置在泵壳体的第二端处的轴向口作为出口来抽吸血液流；
其中用于吸入第二血液流的泄漏入口设置在泵壳体的第一端处，与所述泵壳体的第二端的出口相对；并且
其中沿着泄漏路径流动的血液被排出到径向口中。
15.根据权利要求11所述的装置，进一步包括：
在所述轴向轴承附近的附加径向轴承，其中，所述转子的所述外表面包括在所述轴上的第三位置处的外轴承表面，以及在所述外轴承表面处或附近的径向轴承，并且其中所述径向轴承包括从所述外轴承表面径向突出的多个凸面。
16.根据权利要求11所述的装置，其中所述多个凸面中的每个凸面从转子的基部直径部分周向上逐渐变细，基部直径部分的直径等于外轴承表面。
17.一种心脏辅助装置，包括：
泵壳体，所述泵壳体包括两个圆柱形孔，其被配置成在泵壳体内限定泵送室和内轴承表面；
设置在所述泵壳体内的转子；
所述转子包括具有外表面的轴和在所述转子的近端的外表面上的第一位置处从轴延伸的叶轮；
所述转子的所述外表面包括在轴上的第二位置处的外轴承表面，以及在外轴承表面处或与外轴承表面相邻的径向轴承；
轴向轴承，包括半球形表面或圆锥形表面，在轴向上邻近于在所述转子的远端处的所述泵壳体中的泄漏入口设置；
其中，所述轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力轴承，流体动力轴承具有所述两个圆柱形孔的配合表面以用于对抗转子的轴向推力，同时还提供径向稳定性；
其中所述泵壳体设置有在泵壳体的第一端处的第一圆柱形孔和在泵壳体的第二端处的第二圆柱形孔，第一圆柱形孔限定内轴承表面，该内轴承表面被配置用于容纳转子的外轴承表面，第二圆柱孔被配置用于容纳叶轮；
其中，所述轴向轴承包括多个凹槽，所述多个凹槽形成流体动力轴承，流体动力轴承具有第二圆柱形孔的配合表面以用于对抗所述转子的轴向推力，同时还提供径向稳定性，并促进血液从泄漏入口流入泄漏流动路径；
所述泵壳体进一步包括设置在第一圆柱形孔与第二圆柱形孔之间的径向口；
其中在操作配置中，转子被定位在第一和第二圆柱形孔内，使得叶轮在转子的致动时在泵送室内旋转，以从径向口或入口向泵送室吸入第一血液流；
其中叶轮的旋转通过设置在泵壳体的第二端处的轴向口并且沿着第二孔的长度到泵送室中来抽吸血液流，以从径向口排出；
其中泵壳体的所述内轴承表面与所述轴的所述外轴承表面紧密配合，以在其间形成环形间隙，使得在转子的致动期间，内轴承表面和外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；
其中泵壳体包括与环形间隙流体连通的泄漏流动路径的泄漏入口；并且
其中在转子的致动期间，环形间隙作为泄漏路径操作，以允许第二血液流流动到泄漏入口中，并沿着内轴承表面与外轴承表面之间的环形间隙的长度流动。
18.根据权利要求17所述的装置，其中通过由所述转子相对于所述泵壳体并在所述泵壳体内的相对运动产生的流体动力推力，所述转子主要在径向方向上悬挂在所述壳体内。
19.根据权利要求17所述的装置：
其中所述转子包括位于所述轴的轴承表面内的一个或多个转子磁铁；
其中泵壳体包括马达定子，该马达定子具有从环形间隙与所述一个或多个转子磁铁相对定位的线圈；并且
其中转子的致动受到流动通过马达定子的电流的影响，以产生跨泄漏流动路径的磁通场，以使所述一个或多个转子磁体移动。
20.根据权利要求17所述的装置：
其中泄漏入口设置在泵壳体的第一端处在第一圆柱形孔的与径向口相反的端部处；并且
其中在泄漏路径内流动的血液被排出到径向口中。
21.根据权利要求20所述的装置，其中泄漏入口包括径向口，该径向口分散在第一圆柱形孔的一端处的泄漏入口血液流。
22.根据权利要求17所述的装置：
其中泄漏入口包括在所述转子的远端处的环形入口；
其中泄漏路径中的血液流入所述环形入口并沿着环形间隙的长度朝向径向口流动，并且围绕设置在第一端圆柱形孔的相反端处的转子的第一端流动，并且流动到沿转子的长度轴向上延续的中心通道中；并且
其中在中心通道内流动的血液从转子的所述近端排出到第二圆柱形孔中。
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Families Citing this family (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1789112B1 (en) 2004-08-13 2010-09-29 Delgado, Reynolds M., III Apparatus for long-term assisting a left ventricle to pump blood
US10857274B2 (en) 2012-11-06 2020-12-08 Queen Mary University Of London Mechanical circulatory support device with centrifugal impeller designed for implantation in the descending aorta
FR3040304B1 (fr) * 2015-08-25 2020-11-13 Fineheart Pompe de flux sanguin pour assistance ventriculaire
JP7072523B2 (ja) 2016-05-02 2022-05-20 ヴァドヴェイションズ，インコーポレイテッド 心臓補助装置
US11524153B2 (en) 2016-10-03 2022-12-13 Queen Mary University Of London Mechanical circulatory support device with axial flow turbomachine optimized for heart failure and cardio-renal syndrome by implantation in the descending aorta
US10888646B2 (en) 2017-04-28 2021-01-12 Nuheart As Ventricular assist device and method
US10537670B2 (en) 2017-04-28 2020-01-21 Nuheart As Ventricular assist device and method
AU2018280236A1 (en) 2017-06-07 2020-01-16 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
EP3710076B1 (en) 2017-11-13 2023-12-27 Shifamed Holdings, LLC Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
EP3737439A4 (en) * 2018-01-08 2021-08-04 VADovations, Inc. HEART SUPPORT DEVICE
DE102018201030A1 (de) 2018-01-24 2019-07-25 Kardion Gmbh Magnetkuppelelement mit magnetischer Lagerungsfunktion
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
DE102018211327A1 (de) 2018-07-10 2020-01-16 Kardion Gmbh Laufrad für ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem
FR3095018B1 (fr) * 2019-04-10 2022-12-02 Fineheart Pompe cardiaque à couplage magnétique et à flux inverse.
CN114828942A (zh) 2019-06-28 2022-07-29 狄奥多西·亚历山大 用于短期使用的可移除式机械循环支持装置
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US10987456B2 (en) * 2019-09-23 2021-04-27 Synecor Llc Devices for use in extracting percutaneous ventricular assist devices
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
CA3160442A1 (en) 2019-12-03 2021-06-10 Procyrion, Inc. Blood pumps
JP2023505795A (ja) 2019-12-13 2023-02-13 プロシリオン インコーポレイテッド 血管内血液ポンプの支持構造
US11441601B1 (en) * 2019-12-20 2022-09-13 RBTS Inc. Blood pump bearing system with optimized geometry, materials, and manufacturing method
DE102020102474A1 (de) 2020-01-31 2021-08-05 Kardion Gmbh Pumpe zum Fördern eines Fluids und Verfahren zum Herstellen einer Pumpe
CN111420144A (zh) * 2020-04-10 2020-07-17 华侨大学 一种用于人工心脏的非叶轮转子无阀泵
CN111888552B (zh) * 2020-07-06 2021-05-18 河海大学 差项迭代曲线流道的单轴变速二级异步心脏泵及使用方法
CN112472999A (zh) * 2020-12-22 2021-03-12 余顺周 血泵
WO2023278351A1 (en) * 2021-07-01 2023-01-05 Corisma Cardiovascular Axial flow pumps for supporting cardiac function
WO2023278355A1 (en) * 2021-07-01 2023-01-05 Corisma Cardiovascular Devices and methods for supporting cardiac function
CN114177516A (zh) * 2021-12-22 2022-03-15 江苏大学 一种用于左心室辅助的大流量两级导管泵及其使用方法
CN115282467B (zh) * 2022-07-08 2024-02-23 深圳核心医疗科技股份有限公司 驱动机构和血泵
CN115253063A (zh) * 2022-09-02 2022-11-01 深圳核心医疗科技有限公司 驱动机构和血泵

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5211546A (en) * 1990-05-29 1993-05-18 Nu-Tech Industries, Inc. Axial flow blood pump with hydrodynamically suspended rotor
US5527159A (en) * 1993-11-10 1996-06-18 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Rotary blood pump
DE10108815B4 (de) * 2001-02-16 2006-03-16 Berlin Heart Ag Vorrichtung zur axialen Förderung von Körperflüssigkeiten
US8419609B2 (en) * 2005-10-05 2013-04-16 Heartware Inc. Impeller for a rotary ventricular assist device
CA2611313A1 (en) * 2005-06-06 2006-12-14 The Cleveland Clinic Foundation Blood pump
JP2009532131A (ja) * 2006-03-31 2009-09-10 オーキス メディカル コーポレイション 回転血液ポンプ
PT2026856E (pt) 2006-05-31 2015-11-24 Vadovations Inc Dispositivo de assistência cardíaca
BRPI0812940A2 (pt) * 2007-06-14 2017-05-23 Calon Cardio Tech Ltd bomba rotatória de eixo de diâmetro reduzido para assistência cardíaca
GB0906642D0 (en) 2009-04-17 2009-06-03 Calon Cardio Technology Ltd Cardiac pump
DE102012202411B4 (de) 2012-02-16 2018-07-05 Abiomed Europe Gmbh Intravasale blutpumpe
JP5828459B2 (ja) 2012-03-30 2015-12-09 国立研究開発法人産業技術総合研究所 遠心血液ポンプ
US9144638B2 (en) 2013-03-14 2015-09-29 Thoratec Corporation Blood pump rotor bearings
US10111994B2 (en) * 2013-05-14 2018-10-30 Heartware, Inc. Blood pump with separate mixed-flow and axial-flow impeller stages and multi-stage stators
DK3069738T3 (da) * 2015-03-18 2021-01-25 Abiomed Europe Gmbh Blodpumpe
JP7072523B2 (ja) 2016-05-02 2022-05-20 ヴァドヴェイションズ，インコーポレイテッド 心臓補助装置

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Publication number Publication date
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JP2019516458A (ja) 2019-06-20
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JP7072523B2 (ja) 2022-05-20
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Application publication date: 20190301

Assignee: Suzhou Tongxin Medical Technology Co.,Ltd.

Assignor: VADOVATIONS, Inc.

Contract record no.: X2022990000489

Denomination of invention: heart assist device

Granted publication date: 20210706

License type: Exclusive License

Record date: 20220815

TR01 Transfer of patent right
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Effective date of registration: 20231215

Address after: Texas, USA

Patentee after: Shida BP Co.

Address before: Oklahoma

Patentee before: VADOVATIONS, Inc.