CN111770765A

CN111770765A - 心脏辅助装置

Info

Publication number: CN111770765A
Application number: CN201880087083.9A
Authority: CN
Inventors: J·莱恩·斯坦菲尔德; 迈克尔·弗拉多维奇; 蒂莫西·R·马赫
Original assignee: Vadovations Inc
Current assignee: Star Bp Co ltd
Priority date: 2018-01-08
Filing date: 2018-01-08
Publication date: 2020-10-13
Anticipated expiration: 2038-01-08
Also published as: JP2021515603A; CN111770765B; WO2019135767A1; US11724093B2; EP3737439A1; AU2018400196B2; US20230364410A1; US20200405932A1; CA3088846A1; JP7064002B2; EP3737439A4; AU2018400196A1

Abstract

一种旋转泵壳体，其具有圆柱形孔、泵室和马达定子，马达定子包括位于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位于轴内的一个或多个磁体，它们响应于马达定子以驱动致动转子。壳体的孔紧密配合轴的外表面，形成一个带有界定泄流路径的环形间隙的流体动压轴颈轴承。可以设置一个或多个径向或轴向推力轴承，以为转子提供旋转稳定性并在泄流路径内流动。流入、流出和泄流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/或使用的不同预期方法。

Description

心脏辅助装置

相关申请的交叉引用

无

关于联邦政府赞助的研究或开发的声明

无

受版权保护的材料的通知

技术领域

本申请的技术总体上涉及用于辅助血液流经心脏的方法和装置，更具体地，涉及血液循环辅助装置。

背景技术

充血性心力衰竭（CHF）是全球重大公共卫生问题之一，每年导致成千上万人死亡，令无数人痛苦。目前的治疗方法包括现代药物制剂、自动内部除颤器以及高级起搏装置（例如同步器）。这些治疗方法可以让症状有所缓解，并有可能提高生存率，但所有这些方法充其量只是舒减疗法，而非治愈性治疗。

对于充血性心力衰竭的晚期患者，现有疗法能提供的临床益处有限。事实上，据估计，每年有数十万名患有极晚期CHF的患者只能从现有行之有效的治疗中获得有限的临床益处，并且最多可以通过心脏移植来治疗。心脏移植为终末期心力衰竭患者的症状带来了显着改善，并提高了存活率，但是由于供体心脏数量有限，每年仅对数千名患者可用。

机械式血液循环辅助（MCA）呈全人工心脏（TAH）或左心室辅助装置（LVAD）的形式，有可能满足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）的需求。可惜的是，机械式血液循环辅助在心力衰竭的治疗中尚未发展成常用疗法。

在过去，机械式血液循环辅助技术已经有了实质性的发展，并且有关MCA的功效及其在心力衰竭中的作用的范例也发生了变化。最初的范例是设想开发一种大规模生产的搏动性TAH，它可以常规性地植入数百万名可以得益于心脏移植的末期患者。然而，迄今为止，为实现最初设想所需的实用TAH的发展受到了技术方面的阻碍。

随后有人提出LVAD可以满足大多数晚期患者的需求，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了积极作用，但在商业上的成功有限。这样的装置包括搏动式和旋转式的连续流动泵。

临床研究已经表明LVAD具有强大的血液动力学效力，可作为心脏移植前的桥梁过渡以及心脏切开术后休克的治疗，具有巨大的临床益处。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，其在症状、生活质量和生存率上均有所改善。在一些等待供体心脏的过渡患者（bridge patients）中，可以观察到其左心室功能明显自发恢复。在一些左心室功能自发恢复的患者中，可以移除辅助装置并延迟或避免对心脏移植的需要。

血管内跨瓣膜心室辅助治疗已经在有限的基础上应用于患者，并且已经证明在急性心源性休克的复位（setting）、未能从心肺旁路中戒除、辅助高危血管成形术和跳动心脏冠状动态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央血管通路的两种非胸廓切开术方法，这两种方法也已经在患者中有限地使用。这些方法是左心房的经室间隔套管插入术和左心室的跨瓣膜套管插入术。

然而，先前的系统表现出的耐用性非常有限，并且通常被认为不可用于非卧床或长期临床使用。

对于患有严重充血性心力衰竭（CHF）的患者而言，机械式血液循环辅助治疗已被证明是有效的。左心室辅助装置（LVAD）和右心室辅助装置都已经适用于帮助患者度过等待心脏移植的过渡期以及进行长期（目的）治疗。遗憾的是，现有将这些装置进行插入的方法需要大手术，在手术期间，患者被置于心肺旁路，当把人工血管连接至心脏腔室以向辅助系统的泵提供血液流入时，心脏可能停滞。

除非在最极端的情况下，否则现有的LVAD植入方案带来太多风险，无法证明其常规使用是合理的。当前的LVAD需要心血管外科医生和心肺转流术进行植入。许多先前公开的装置和先前投入的精力要求将腹腔和胸腔都打开以便植入泵。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，以前在CHF的治疗中仅很少使用左心室辅助装置，而且是作为最后手段的治疗。这是非常不幸的，因为LVAD的血流动力学功效比几乎所有其他适应性疗法都高，并且在充血性心力衰竭的治疗中比其他疗法具有更大的临床益处，可与心脏移植媲美。

与目前植入LVAD和RVAD的方法相关的巨大风险将它们的使用限制在末期患者中。由于植入循环辅助装置的巨大风险，目前尚不考虑将更多的患有不太严重的心脏病患者视为使用机械式血液循环辅助装置进行治疗的候选者。

因此，仍然需要改进的装置和方法，该装置和方法将允许对心脏腔室的侵入性较小，而无需大的切口、心肺旁路以及对停滞心脏的需要。这将有可能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，本申请提供用于机械式血液循环辅助设备的微创及低创植入的方法和装置。在一个优选的实施方式中，本文公开的方法和装置实施于充血性心力衰竭的治疗中，并且可以用作非卧床慢性心室辅助装置而利用微创或低创技术插入。使用较低风险的微创或低创技术可为III级以及IV级充血性心力衰竭患者提供治疗性心室辅助。

为了克服先前努力所面临的障碍和缺点，本申请的各个方面提供了新的、改进的LVAD及其插入的装置，以降低其用于治疗充血性心力衰竭的风险。当前公开的LVAD提供了改善的安全性和简便性，以便放置在患者体内，特别是利用微创或低创的插入方法。根据某些实施方式，公开了LVAD，其适合于由介入性心脏病专家在治疗充血性心力衰竭中使用，而不需要心脏手术支持并且不需要开胸手术。相信当前公开的实施方式可以成为在许多情况下的护理的标准。根据其他实施方式的装置可以采用与可植入除颤器几乎相同的方式插入，而在某些情况下，可能需要借助血管外科医生进行辅助。

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是根据本申请的具有径向马达以及径向和轴向轴承的微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图；

图2是图1的泵的透视图；

图3是根据本申请的具有径向马达的微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图，该径向马达具有混合流液压系统；

图4是图3的泵的透视图；

图5是根据本申请的具有轴向马达的微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图，该轴向马达具有混合流液压系统；

图6是图5的泵的透视图；

图7是根据本申请的具有轴向马达的替代性微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图，该轴向马达具有混合流液压系统；

图8是图7的泵的透视图；

图9是根据本申请的替代性的微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图，该组件具有带有混合流液压系统的双侧轴向马达；

图10是图9的泵的透视图；

图11是根据本申请的具有密封径向马达的微创血管内循环辅助泵组件的截面侧视图，该密封径向马达具有混合流液压系统；

图12是图11的泵的透视图。

具体实施方式

更具体地参考附图，出于说明的目的，本技术体现在图1至图12中大体示出的装置中。应当理解，该装置可以在配置和部件细节方面有所变化，并且在不脱离本文所公开的基本概念的前提下，该方法可以在特定步骤和顺序方面有所变化。图1至图12所示的装置示出了微型心脏辅助泵，该微型辅助泵被配置为通过减少暴露于血液的异物（例如转子/定子和泵壳体表面）的表面积来改善血液相容性，从而提高安全性。在最小化设计的同时，保持扭矩不变（以节约能量），从而维持血液持续流通并控制压力。血液相容性的关键因素是减少切应力和暴露时间。为了改善血液相容性，应减少其中之一或二者。这样，泵可以具有低的切应力，但是对那些应力的暴露时间会很长。

首先参考图1和图2所示的实施方式。图1示出了根据本申请的具有径向马达以及径向和轴向轴承的微创血管内循环辅助泵组件10的截面侧视图。图2是图1的泵组件10的透视图。

泵组件10包括具有第一端46和第二端48的泵壳体12、以及构造成可旋转地设置在壳体12内的转子14。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体12包括在第一端46处的轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子14的叶轮16的第一圆柱形孔18。叶轮通常包括多个螺旋形扫掠叶片（helical sweepingblade）。壳体12还可包括耦接至内孔18的螺旋形定子（扩散器）叶片20。虽然图1中示出的这种叶轮叶片16和定子叶片20的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，转子轴45包括在定子叶片20之间旋转的毂。圆柱形孔18和叶轮16组合成为用于将血流Fi吸入到孔18中的泵室。

壳体12具有第一部分30，该第一部分30从第一端46开始轴向地朝向壳体12的第二端48延伸，但未及于第二端48。壳体的第一部分30的直径大于壳体12的于第二端48处终止的其余部分的直径，从而第一部分30形成与圆柱形孔18连通并位于圆柱形孔18的远端处的环形开口22。环形开口22形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流Fo从圆柱形孔或泵室18流出。

转子16的细长轴45设置在与圆柱形孔18同心的第二圆柱形孔40内。圆柱形孔40的尺寸设置成使得它形成与转子轴45的外轴承表面配合的内轴承表面，该配合系通过这两个表面之间的轴颈轴承配合（journal bearing fit）实现。为了本说明书描述的目的，术语“圆柱形孔40”和“内轴承表面”可互换地使用。因此，圆柱形孔40和转子轴45的轴承表面形成流体动力轴颈轴承（hydrodynamic journal bearing），有时也称为“流体”轴承或“机械”轴承或轴衬。形成的流体动力轴承是转子轴轴承表面和内轴承表面之间的间隔的函数，其沿着转子轴45的至少大部分长度，包括让血液在轴承内润滑和流动的环形间隙或泄流路径32。

在图1的运行模式所示的泵组件10的正常工作期间，转子14在壳体12内的旋转运动一般是通过磁力驱动的径向马达或致动器来实现的，该径向马达或致动器包括分别设置在转子轴45和壳体12的轴承表面内的转子磁体28和转子定子。实心转子轴45容纳与马达定子26相互作用的一个或多个转子磁体28。马达定子26包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于通过导线耦接至电源（未示出），并且相对于转子磁体28而定位以形成磁通量间隙马达接口，从而在通过电源激活后进入的工作模式中，流过马达定子26线圈的电流产生磁通量场。该磁通量场跨越转子14和壳体12之间的磁通间隙（即泄流路径32）而延伸，并使转子磁体28移动得足以扭动转子14并使转子14在轴颈轴承间隙的圆柱形孔40内旋转。还应当理解的是，马达定子26线圈可以相对于转子磁体28轴向偏移，以形成转子轴45进入壳体的孔40中的轴向力或预载荷。

当转子14在泵壳体12内旋转时，叶轮16从端部46处的轴向入口24向内抽吸血流Fi，使其进入由圆柱形孔18限定的泵室中。血流相对于转子轴45和圆柱形孔18、40的纵向轴线同轴地被引导到轴向入口24中。因此，血液的入口血流Fi的流动方向和血液的出口血流Fo的流动方向主要为轴向。在泵10位于循环系统的第一位置处的情况下，轴向入口24可耦接至套管的第一端（未示出），其中，出口血流Fo被分散到套管的第一端中，以用于将血液的出口血流分配到位于循环系统中的第二位置的套管的第二端。还可理解的是，如图1所示的血流的流动可以是反向的（例如，通过叶轮16的反向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔22是一输入，而在端部46的轴向口24是一输出。

转子14的径向支撑是通过转子轴45的外轴承表面与泵壳体12的圆柱形孔40的内轴承表面之间的相对运动的作用而实现。这产生了流体动力径向或轴颈轴承。特别地，由转子14相对于内轴承表面的相对运动产生的流体动力推力是转子在圆柱形孔40内径向悬浮的主要或唯一来源。轴颈轴承的尺寸设计为形成环形间隙（泄流路径）32，该环形间隙是转子轴45的外径和孔40的内径的函数。在一优选实施例中，环形间隙的尺寸设计为在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流路径32的大得多的间隙（相对于其他部件尺寸），主要是出于示出泵10的流量特性的说明目的。

轴颈轴承结构有利地使剪应力最小化，令出口血流Fo和轴向入口血流Fi同时进行，促进了泄流流FL从孔40入口处的轴向泄流入口朝向后地流向转子14的半球形端部36并最终从径向口34流出。泄流流FL由转子14上的几何形状（即泵送凹槽）驱动。泄流路径流FL的方向可以基于转子14的几何形状而反转（与该实施例中所示的方向相反）。

所有的配合表面优选地沿着连通的泄流路径32进行连续的相对运动。因此，所有这种紧密的间隙、低流动的表面利用运动而连续地被洗刷；如此，通过使诸如溶血和血栓形成的负面生理影响最小化，可以优化血液相容性。特别地，由于Fi＞＞FL，所以溶血作用降到最低。其他血液相容性因素，例如血管性血友病（von Willebrand）因子、血小板活化等，也可能受到积极影响。主动泄流泄流路径32通过移动部件而得以主动洗刷孔40内的裸露表面。这减轻了对于密封的需求，该密封通常会加剧血栓的形成，因此，本实施例提高了植入物的寿命。

在一优选实施例中，转子轴45和圆柱形孔40的轴承表面以及在下面的各个实施例中公开的其他类似的轴承表面可以包括在穿过马达的泄流路径32中的径向轴承和/或半球形/轴向轴承中的一个或多个（均未示出），例如2016年5月2日提交的PCT国际申请PCT/US16/30445所示的那样，以为转子14提供额外的稳定性和流动特性。在一实施例中，转子轴45的圆柱形表面的一部分可以包括三瓣径向轴承，该三瓣径向轴承通常包括从基部直径部分（未示出）向外延伸的三个凸台（未示出）、以及从每个凸台过渡至基部直径部分的锥形部（未示出）。

转子14还可以包括设置在转子14的半球形端部36处的带凹槽的半球形推力轴承（未示出）。在一种结构中，轴向推力轴承包括三个扫掠渐细的（swept-tapered）凹槽（未示出）。转子端部38的推力轴承接口与杯形内孔表面38构造成提供压力差和相应的泵送机构以促进流动通过泄流路径32。凹槽以浅-深-浅即在转子中心附近最深的配置从转子中心向外（径向）扫过。推力轴承会形成一个低压区域，该低压区域在深度从浅到深的过渡过程中在末端最小，而在凹槽出口处最大，从而提供了显着的径向稳定性。该压力产生轴向分布的推力，从而促进流入泄流路径32的流动，同时还同样地提供径向稳定性。

还应当理解的是，半球形推力轴承和/或径向轴承也可以构造成使泄流路径32中的血流FL的流动反向，使得血液进入径向口34并在泄流路径32内逆行流动以从孔40朝向壳体的前端46流出。

可以包含径向台阶42，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

接下来参考图3和图4中所示的实施例。图3示出了根据本申请的具有径向马达的微创血管内循环辅助泵组件50的截面侧视图，该径向马达具有混合流液压系统。图4是图3的泵组件50的透视图。

泵组件50包括具有第一端86和第二端88的泵壳体52，以及以及构造成可旋转地设置在壳体52内的转子54。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体52包括在端部86处的轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子54的叶轮56的中心孔58。叶轮56通常包括多个螺旋形扫掠叶片。不同于图1所示的实施例，泵组件50包含的混合流液压系统仅具有转子叶片，即没有定子叶片。虽然图3中示出的这种叶轮叶片56的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，孔58具有从端部86到叶轮叶片56的逐渐增大的横截面或直径。中心孔58和叶轮56组合成为用于将血流Fi吸入到中心孔58中的泵室。

壳体52具有第一部分70，该第一部分70从端部86开始轴向地朝向壳体52的端部88延伸，但未及于该端部88。壳体的第一部分70延伸终止于远端处的直径比壳体52的其余部分的直径大，从而第一部分70形成与中心孔58连通并位于中心孔58的远端处的环形开口60。环形开口60形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流FOA从圆柱形孔或泵室58流出。此外，血流FOR经由多个径向口62从中心孔58径向向外流出。出于探讨的目的，“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端口。图3和图4中示出的泵50的结构具有在壳体52中的3个径向口62，但是，应当理解，该径向口的数量可以是任意的。

与叶轮56相对的转子54包括杯锥状轴承表面82和转子轴64，该转子轴64构造成设置在圆柱形孔76内。圆柱形孔76的尺寸设置成形成与转子轴64的外轴承表面配合的内轴承表面，该配合系通过这两个表面之间的轴颈轴承配合实现。因此，圆柱形孔76和转子轴64的轴承表面形成流体动力轴颈轴承。所形成的流体动力轴承是转子轴轴承表面与内轴承表面之间的间隔的函数，其沿着转子轴64的至少大部分长度，包括让血液在轴承内润滑和流动的环形间隙或泄流路径72。泄流路径72从形成于转子54的杯锥状表面82与壳体52的相对锥形表面80之间的锥形轴承入口开始沿着转子轴64/圆柱形孔76接口的长度延伸并终止于径向出口84。

在图3的运行模式所示的泵组件50的正常工作期间，转子54在壳体52内的旋转运动通常是通过磁力驱动的径向马达或致动器来实现的，该径向马达或致动器包括分别设置在转子轴64的轴承表面和壳体52的轴承表面内的转子磁体65和转子定子66。实心转子轴64容纳与马达定子66相互作用的一个或多个转子磁体。马达定子66包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于通过导线耦合至电源（未示出），并相对于转子磁体而定位以形成磁通间隙马达接口，从而在通过电源激活后进入的工作模式中，流过马达定子66线圈的电流产生磁通量场，该磁通量场跨越转子54和壳体52之间的磁通间隙（即泄流路径72）而延伸，并使转子磁体移动得足以扭动转子54并使转子54在轴颈轴承间隙圆柱形孔76内旋转。还应当理解，马达定子线圈66可以相对于转子磁体轴向偏移，以形成转子轴64进入壳体的孔76中的轴向力或预载荷。

当转子54在泵壳体52内旋转时，叶轮56从端部86处的轴向入口向内抽吸血流Fi，使其进入由中心孔58限定的泵室中。血流相对于转子轴64和圆柱形孔76的纵向轴线同轴地被引导到轴向端口。血流的入口血流Fi的流动方向和血流的出口血流FOA的方向主要是轴向的，而径向出口血流FOR至少具有显着的径向分量。在泵50位于循环系统的第一位置处时，端部86处的轴向端口可以耦接至套管的第一端（未示出），其中输出的血流F₀ 被分散到套管的第一端中，以用于将血液的出口血流分配到位于循环系统的第二位置的套管的第二端。还可理解的是，如图3所示的血流的流动可以是反向的（例如，通过叶轮56的反向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔60和端口62是输入端，而在端部86的轴向口是输出端。

转子54的径向支撑是通过锥形轴承以及转子轴64的外轴承表面与圆柱形孔76的内轴承表面之间的相对运动的作用而实现。这产生了流体动力径向或轴颈轴承。特别地，由转子54相对于内轴承表面的相对运动产生的流体动力推力是转子在圆柱形孔76内的径向悬挂的主要或唯一来源。轴颈轴承的尺寸设计为形成在转子轴64的外径和孔76的内径之间的环形间隙72。在一优选实施例中，环形间隙的尺寸设计为在0.002英寸至0.003英寸之间。

泄流流FL由转子54上的几何形状（即泵送凹槽）驱动。泄流路径流FL的方向可以基于转子54的几何形状而反向（与该实施例中所示的方向相反）。

所有的配合表面优选地沿着连通的路径进行连续的相对运动。所有这种沿着泄流路径72的紧密的间隙、低流动的表面利用运动而被连续地冲洗，并且由于Fi＞＞FL，所以溶血作用和血栓形成或其他负面的生理影响可以降到最低。主动泄流流动路径72通过移动部件而得以主动清洗孔76和锥形轴承内的暴露表面。

在一优选实施例中，转子轴64的轴承表面和圆柱形孔76的轴承表面可以包括在穿过马达的泄流路径72内的径向轴承（未示出）和锥形流体动力轴承，例如2016年5月2日提交的PCT国际申请PCT/US16/30445所示的那样，以便为转子54提供额外的稳定性和流动特性。在一实施例中，转子轴64的圆柱形表面的一部分可以包括三瓣径向轴承，该三瓣径向轴承通常包括从基部直径部分（未示出）向外延伸的三个凸台（未示出）、以及从每个凸台过渡至基部直径部分的锥形部（未示出）。

转子54还可包括锥形推力轴承，其通过转子54的锥形表面82和壳体52的锥形表面80形成。在这种结构中，轴向推力轴承包括三个纵向定向的凹槽（未显示），这些凹槽从轴64径向向外横向延伸。推力轴承构造成提供压力差和相应的泵送机构来促进流动通过泄流路径72。锥形轴承与半球形轴承的相似之处在于，它可以通过一组凹槽/部件产生径向力和轴向力/压力。在一些实施例中，锥形轴向轴承设计可包括替代纵向槽的渐细形凹槽（未示出），或者除了纵向槽之外还可具有该渐细形凹槽。

端部86处也可以具有径向凸缘74，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

接下来参考图5和图6所示的实施例。图5示出了根据本申请的具有轴向马达的微创血管内循环辅助泵组件100的截面侧视图，该轴向马达具有混合流液压系统。图6是图5的泵组件100的透视图。图5和图6的轴向马达的构造使得通常在径向马达和内部轴颈轴承的构造中存在的轴向长度得以减小。

泵组件100包括具有第一端136和第二端138的泵壳体102、以及构造成可旋转地设置在壳体102内的转子104。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体102包括在端部136处的轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子104的叶轮106的中心孔108。叶轮106通常包括多个螺旋形扫掠叶片。不同于图1所示的实施例，泵组件100包括仅具有转子叶片的混合流液压系统。虽然图5中示出的这种叶轮叶片106的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，孔108具有从端部136到叶轮叶片106的逐渐增大的横截面或直径。中心孔108和叶轮106组合成为泵室，用于将血流Fi抽吸到中心孔108中。

壳体102具有第一部分120，该第一部分120从端部136开始轴向地朝着壳体102的端部138延伸，但未及于该端部138。壳体的第一部分120延伸终止于远端处的直径比壳体102的其余部分的直径大，使得第一部分120形成与中心孔108连通并位于中心孔108的远端处的环形开口110。环形开口110形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流FOA从圆柱形孔或泵室108流出。此外，血流FOR经由多个径向口112从中心孔108径向向外流出。图5和图6中示出的泵100的结构具有在壳体102中的3个径向口112，但是，应当理解，该径向口的数量可以是任意的。

与叶轮106相对的转子104包括杯锥状轴承表面122，该杯锥状轴承表面122构造成与壳体102的锥形表面124相配合以形成流体动力轴承，该配合系通过这两个表面之间的轴颈轴承配合而实现。所形成的流体动力轴承是与锥形表面124相配合的杯锥状轴承表面122之间的间隔的函数，其包括让血液在轴承内润滑和流动的间隙或泄流路径126。

在如图5的运行模式中所示的泵组件100的正常工作期间，转子102在壳体102内的旋转运动通常是通过磁力驱动的轴向马达或致动器来实现的，该轴向马达或致动器包括分别设置在转子104的轴承表面和壳体102的轴承表面内的一个或多个转子磁体114和转子定子116。马达定子116包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于经由导线耦接至电源（未示出），并且相对于转子磁体而定位以形成磁通量间隙马达接口，从而在通过电源激活后进入的工作模式中，流过马达定子116线圈的电流产生磁通量场，该磁通量场跨越转子104和壳体102之间的磁通量间隙（即泄流路径126）而延伸，并使转子磁体移动得足以扭动转子104并使转子104在轴颈轴承间隙内旋转。

当转子104在泵壳体102中旋转时，叶轮106从端部136处的轴向入口向内抽吸血流Fi，使其进入由中心孔108限定的泵室。血流相对于转子104的纵向或旋转轴线同轴地被引导到轴向端口。血流的入口血流Fi的流动方向和血流的出口血流FOA的流动方向主要是轴向的，而径向出口血流FOR至少具有至少显着的径向分量。在泵100位于循环系统的第一位置处时，端部136处的轴向端口可以耦接至套管的第一端（未示出），其中，输出的血流F₀被分散到套管的第一端中，以将输出的血流分配到位于循环系统的第二位置的套管的第二端。还可理解的是，如图5所示的血流的流动方向可以是反向的（例如，通过叶轮106的反向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔110和端口112是输入，而在端部136的轴向端口是输出。

转子104的径向支撑是通过轴承表面122和124之间的流体动力锥形轴承以及相对运动的作用而实现。这产生了流体动力径向或轴颈轴承。特别地，由转子104相对于内轴承表面的相对运动产生的流体动力推力是转子在中心孔108内的径向悬挂的主要或唯一来源。轴颈轴承的尺寸设计为形成间隙或泄流路径126，该间隙或泄流路径的尺寸在0.002英寸至0.003英寸之间。

泄流路径126中的泄流流由转子104或壳体102上的几何形状（即泵送凹槽）驱动。泄流流在泄流路径中的流动方向可以基于转子104的几何形状反向。所有这种沿着泄流路径126的紧密间隙、低流动的表面利用运动而被连续地冲洗，由于主动泄流流动路径126通过移动部件可以主动冲洗暴露的表面，因此溶血和血栓形成可以减至最小。

在一优选实施例中，如2016年5月2日提交的PCT国际申请PCT/US16/30445中所提供的那样，轴承表面包括在穿过马达的泄流路径126内的锥形流体动力轴承，以便为转子104提供附加的稳定性和流动特性。锥形推力轴承是通过转子104和壳体102的锥形表面122、124而形成。在这种结构中，轴向推力轴承包括从转子104的中心径向向外横向延伸的三个纵向定向的凹槽（未显示）。推力轴承构造成提供压力差和相应的泵送机构来促进流动通过泄流路径126。锥形轴承与半球形轴承的相似之处在于，它可以通过一组凹槽/部件产生径向力和轴向力/压力。在一些实施例中，锥形轴向轴承设计可包括替代纵向槽的渐细形凹槽（未示出），或者除了纵向槽之外还可具有该渐细形凹槽。

端部136处也可以具有径向凸缘130，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

接下来参考图7和图8所示的实施例。图7示出了根据本申请的另一具有轴向马达的微创血管内循环辅助泵组件150的截面侧视图，该轴向马达具有混合流液压系统。图8是图7的泵组件150的透视图。

泵组件150包括具有第一端186和第二端188的泵壳体152、以及构造成可旋转地设置在壳体152内的转子154。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体152包括在端部186处的轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子154的叶轮156的中心孔158。叶轮156通常包括多个螺旋形扫掠叶片。不同于图1所示的实施例，泵组件150包括仅具有转子叶片的混合流液压系统。虽然图7中示出的这种叶轮叶片106的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，孔158具有从端部186到叶轮叶片106的逐渐增大的横截面或直径。中心孔158和叶轮156组合成为用于将血流Fi抽吸到中心孔158中的泵室。

壳体152具有从端部186开始的第一部分170，其朝着壳体152的端部188轴向延伸但未及于壳体152的端部188。壳体的第一部分170延伸终止于远端处的直径比壳体152的其余部分的直径还大，使得第一部分170形成与中心孔108连通并位于中心孔108的远端处的环形开口160。环形开口160形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流FOA从圆柱形孔或泵室158流出。此外，血流FOR经由多个径向口162从中心孔158径向向外流出。图7和图8中示出的泵150的结构具有在壳体152中具有3个径向口162，但是，可以理解，该径向口的数量可以是任意的。

与叶轮156相对的转子154包括：构造成与壳体152的锥形表面180紧密配合的杯锥状轴承表面182，以及通过轴颈轴承配合方式与壳体的圆柱轴176周围相配合的圆柱形孔174，其中该轴颈轴承配合发生于相应的表面以形成流体动力轴颈轴承。所形成的流体动力轴承是构造成与锥形表面180配合的杯锥状轴承表面182和装配在圆柱轴176周围的圆柱形孔174之间的间距的函数，其形成让血液在轴承内润滑和流动的连续间隙或泄流路径172。

在如图7的运行模式中所示的泵组件150的正常工作期间，转子154在壳体152内的旋转运动通常是通过磁力驱动的轴向马达或致动器来实现的，该轴向马达或致动器包括分别设置在转子154的轴承表面和壳体152的轴承表面内的一个或多个转子磁体164和转子定子166。马达定子166包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于经由导线耦合至电源（未示出），并且相对于转子磁体而定位以形成磁通量间隙马达接口，从而在通过电源激活后进入的工作模式中，流过马达定子166线圈的电流会产生磁通量场，该磁通量场跨越转子154和壳体152之间的磁通量间隙（即泄流路径172）延伸，并使转子磁体移动得足以扭动转子154并使转子154在轴颈轴承间隙内旋转。

当转子154在泵壳体152内旋转时，叶轮156从端部186处的轴向入口向内抽吸血流Fi，使其进入由中心孔158限定的泵室。血流相对于转子154的纵向或旋转轴线同轴地被引导到轴向端口。血流的入口血流Fi的流动方向和血流的出口血流FOA的流动方向主要是轴向的，而径向出口血流FOR至少具有显着的轴向分量。在泵150位于循环系统的第一位置处时，端部186处的轴向端口可以耦接到套管的第一端（未示出），其中，输出的血流F₀被分散到套管的第一端中以将输出的血流分配到位于循环系统第二位置的套管第二端。还可理解的是，如图7所示的血流的流动方向可以是反向的（例如，通过叶轮156的反向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔160和端口162是输入，而在端部186的轴向端口是输出。

转子154的径向支撑是通过轴承表面122和124以及壳体轴176的外部轴承表面和圆柱形孔174的内部轴承表面之间的流体动力锥形轴承以及相对运动的作用而实现。这产生了流体动力径向或轴颈轴承。特别地，由转子154相对于内轴承表面的相对运动产生的流体动力推力是转子在壳体轴176上的径向悬挂的主要或唯一来源。轴颈轴承的尺寸设计为形成间隙或泄流路径172，该间隙或泄流路径的尺寸在0.002英寸至0.003英寸之间。

泄流路径172内的泄流流由转子154或壳体152上的几何形状（即，泵送凹槽）驱动。泄流流在泄流路径中的流动方向可以基于转子154的几何形状而反向。所有这种沿着泄流路径172的紧密间隙、低流动的表面利用运动而被连续地清洗，由于主动泄流流动路径172通过移动部件可以主动地冲洗暴露的表面，因此溶血和血栓形成可以减至最小。

在一优选实施例中，如2016年5月2日提交的PCT国际申请PCT/US16/30445中所提供的那样，轴承表面包括在穿过马达的泄流路径172内的径向轴承（未示出）和锥形流体动力轴承，以便为转子154提供额外的稳定性和流动特性。锥形推力轴承是通过转子154和壳体152的锥形表面182、180而形成。在这种结构中，轴向推力轴承包括从转子154的中心径向向外横向延伸的三个纵向定位的凹槽（未显示）。推力轴承构造成提供压力差和相应的泵送机构来促进流动通过泄流路径172。锥形轴承与半球形轴承的相似之处在于它可以通过一组凹槽/部件同时产生径向和轴向力/压力。在一些实施例中，锥形轴向轴承设计可包括替代纵向槽的渐细形凹槽（未示出），或者除了纵向槽之外还可具有该渐细形凹槽。

端部186处也可以具有径向凸缘184，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

接下来参考图9和图10所示的实施例。图9是根据本申请的具有双侧轴向马达的微创血管内循环辅助泵组件200的截面侧视图，该双侧轴向马达采用混合流液压系统。图10是图9的泵200的透视图。

泵组件200包括具有第一端236和第二端238的泵壳体202，以及构造成可旋转地设置在壳体202内的转子204。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体202在端部236处包括轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子204的叶轮206中心孔208。叶轮206通常包括多个螺旋形扫掠叶片。泵组件200包括仅具有转子叶片的混流液压系统。虽然图9中示出的这种叶轮叶片206的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，孔208具有从端部236到叶轮叶片206的逐渐增大的横截面或直径。中心孔208和叶轮206成为用于将血流Fi吸入中心孔208的泵室中。

壳体202具有从端部136开始的第一部分220，其朝着壳体202的端部238轴向延伸，但未及于该端部。壳体的第一部分220延伸终止于远端处的直径比壳体202的其余部分的直径还大，使得第一部分220形成与中心孔208连通并位于中心孔208的远端处的环形开口210。环形开口210形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流FOA从圆柱形孔或泵室208流出。此外，血流FOR经由多个径向口212从中心孔208径向向外流出。图9和图10中示出的泵200的结构具有在壳体202中具有3个径向口212，但是，可以理解，该径向口的数量可以是任意的。

与叶轮206相对的转子204包括杯锥状轴承230，类似于图3所示的杯锥状表面80、82。转子轴224设置在杯锥状轴承230的轴承远端，并位于圆柱形孔226内。圆柱形孔226的尺寸设计为使得其形成与转子轴224的外轴承表面配合的内轴承表面，该配合系通过这两个表面之间的轴颈轴承配合而实现，如上所述。第二相对的杯锥状轴承231设置在轴224上与第一杯锥状轴承230相对的一侧。在一优选实施例中，泄流路径232和相应的流体动力轴承通过三个轴承表面中的两个而形成，该三个轴承表面包括锥形轴承230、231以及由轴224/圆柱形孔226的边界（interface）形成的圆柱轴承。例如，两个锥形轴承边界230、231可以是流体动力轴承，其中轴224/圆柱形孔226的边界是张口更大的间隙，从而可以形成非流体动力的方式。可替代地，锥形轴承边界230、231之一可以是流体动力轴承，也可以是流体动力轴承，以及轴224/圆柱形孔226边界。

所形成的流体动力轴承是转子轴轴承表面和内轴承表面之间的间距（例如圆柱形孔226和壳体202的相对的锥形表面）和一定的间隙的函数，以在轴承内润滑和流动。泄流路径232从形成于锥形轴承230上的锥形轴承入口开始沿着转子轴224/圆柱形孔226的的长度延伸，穿过第二锥形轴承231，并终止于径向出口234。在工作期间，沿着泄流路径232的所有低流动表面利用运动而被连续地冲洗，并且由于Fi＞＞FL，所以溶血和血栓形成可以降到最低。主动泄流流动路径232通过移动部件而得以主动清洗孔232和锥形轴承内的暴露表面。

如图9的运行模式中所示的泵组件200的正常工作期间，转子204在壳体202内的旋转运动通常是通过磁力驱动的双侧轴向马达或致动器来实现。双侧轴向马达包括设置在转子204的两侧且平行于锥形轴承230/231边界的转子磁体214，以及设置在壳体202的轴承表面内的转子定子216。马达定子216包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于经由导线耦合至电源（未示出），并且相对于转子磁体而定位以形成磁通量间隙马达接口，从而在通过电源激活后进入的工作模式中，流过马达定子216线圈的电流产生磁通量场，该磁通量场跨越转子204和壳体202之间的磁通间隙（即泄流路径232）延伸，并且使转子磁体移动得足以扭动转子204并使转子204在轴颈轴承间隙内旋转。

当转子204在泵壳体202内旋转时，叶轮206从端部236处的轴向入口向内抽吸血流Fi，使其进入由中心孔208限定的泵室。血流相对于转子轴224和圆柱形孔226的纵轴同轴地进入轴向端口。血流的入口血流Fi的流动方向和血流的出口血流FOA的流动方向主要是轴向的，而径向出口血流FOR至少具有显着的轴向分量。在泵200位于循环系统的第一位置处时，端部236处的轴向端口可耦接到套管的第一端（未示出），其中，输出的血流F0被分散到套管的第一端中，以将输出的血流分配到位于循环系统中第二位置的套管的第二端。还可理解的是，如图9所示的血流的流动方向可以是反向的（例如，通过叶轮206倒转方向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔210和端口212是输入，而在端部236的轴向端口是输出。

泄流流FL由转子204上的几何形状（即泵送凹槽）驱动。泄流路径流FL的方向可以基于转子204的几何形状而反向（与该实施例中所示的方向相反）。

在一优选实施例中，如2016年5月2日提交的PCT国际申请号PCT/US16/30445所示的那样，转子轴224的轴承表面和圆柱形孔226的轴承表面可以包括在穿过马达的泄流路径232内的径向轴承（未示出）和锥形流体动力轴承，以便为转子204提供额外的稳定性和流动特性。在一实施例中，转子轴224的圆柱形表面的一部分可以包括三瓣径向轴承，该三瓣径向轴承通常包括从基部直径部分（未示出）向外延伸的三个基部（未示出）以及从每个凸台过渡至基部直径部分的锥形部（未示出）。

转子204还可包括经由锥形表面230、231形成的锥形推力轴承。在此结构中，轴向推力轴承包括三个纵向定向的凹槽（未显示），这些凹槽从轴224径向向外横向延伸。推力轴承构造成提供压力差和相应的泵送机构来促进流动通过泄流路径232。锥形轴承与半球形轴承的相似之处在于，它可以通过一组凹槽/部件产生径向力和轴向力/压力。在一些实施例中，锥形轴向轴承设计可包括替代纵向槽的渐细形凹槽（未示出），或者除了纵向槽之外还可具有该渐细形凹槽。

端部236处也可以具有径向凸缘222，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

接下来参考图11和图12中所示的实施例。图11是根据本申请的具有密封径向马达的微创血管内循环辅助泵组件250的截面侧视图，该密封径向马达具有混合流液压系统。图12是图11的泵250的透视图。

泵组件250包括具有第一端286和第二端288的泵壳体252，以及构造成可旋转地设置在壳体252内的转子254。这些部件按如下那样以特定方式相对于彼此构造。

壳体252包括在端部286处的轴向入口，该轴向入口通向构造成用于容纳转子254的叶轮256的中心孔258。叶轮256通常包括多个螺旋形扫掠叶片。泵组件250包括仅具有转子叶片的混流液压系统。尽管图11中示出的这种叶轮叶片256的具体结构和相对布置被认为是有益的使用，但是可以采用对于普通技术人员显而易见的其他结构配置。在这种结构中，孔258具有从端部286到叶轮叶片256的逐渐增大的横截面或直径。中心孔258和叶轮256组合成为用于将血流Fi吸入中心孔258的泵室。

壳体252具有从端部286开始的第一部分280，其朝着壳体252的端部288轴向延伸，但未及于壳体252的端部288。壳体的第一部分280延伸终止于远端处的直径比壳体252的其余部分的直径还大，使得第一部分280形成与中心孔258连通并位于中心孔258的远端处的环形开口260。环形开口260形成轴向定向的出口，用于令轴向的出口血流FOA从圆柱形孔或泵室258流出。此外，血流FOR经由多个径向口272从中心孔258径向向外流出。图11和图12中示出的泵250的结构具有在壳体252中的3个径向口272，但可以理解的是，该径向口的数量可以是任意的。

与叶轮256相对的转子254包括平的轴承表面284，其构造成与壳体252的平的轴承表面282相配合，该配合系通过这两个表面之间的轴颈轴承配合而实现，以形成流体动力轴颈轴承。所形成的流体动力轴承是相配合的平的表面282、284之间的间隔的函数，其包括用于让血流在轴承中润滑并流动的间隙或泄流路径274。

在图11的运行模式中所示的泵组件250的正常运行期间，壳体254内的转子254的旋转运动通常是通过磁力驱动的密封径向马达或致动器来实现，该马达或致动器包括驱动内部转子262的转子定子266，该内部转子262具有全部设置在密封腔264内的一个或多个磁体268。马达定子266包括导电线圈（未示出），该导电线圈适于经由导线耦合至电源（未示出）。内部转子的运动以及由此产生的磁体268的运动产生了与转子254中的相应磁体270相耦合的旋转磁场，其中，磁场跨越转子254和壳体252之间的间隙（即泄流路径275）延伸，使转子磁体270移动得足以扭动转子254并使转子254旋转。

当转子254在泵壳体252内旋转时，叶轮256从端部286的轴向入口向内抽吸血流Fi，使其进入由中心孔258限定的泵室。血流相对于转子254的纵向或旋转轴线同轴地流入轴向端口。血流的入口血流Fi的流动方向和血流的出口血流FOA的流动方向主要是轴向的，而径向出口流FOR至少具有显着的轴向分量。在泵250位于循环系统的第一位置处，端部286处的轴向端口可以耦接到套管的第一端（未示出），其中，输出的血流F₀被分散到套管的第一端中，以将输出的血流分散到循环系统第二位置的套管第二端。还可理解的是，如图11所示的血流的流动方向可以是反向的（例如通过叶轮256倒转方向或叶轮叶片的相反定向），使得环形孔260和端口272是输入，而在端部286的轴向端口是输出。

转子254首先由穿过泄流路径274的磁力耦合支撑，这导致了被流体动压轴承推压的磁性“预载荷”。前述平的推力轴承上的载荷随着转子254速度的变化而变化（其中，转子速度越快，转子254越会倾向移动远离磁力耦合）。不过，转子的轴向平移会受到叶轮叶片256和护罩280的相互作用和几何约束的限制。其中，相对的表面可以通过材料选择和几何形状来进行优化，以减少机械磨损。例如，叶片256的外在结构形状可以实现为锥形的几何形状，以在紧密接近时产生流体动力轴承效果。上文针对泵组件250详述的几何和流体动力相互作用也可存在于图5和图7的泵组件100、150中或用于图5和图7的泵组件100、150，其中轴向的预载荷由混合的轴向/径向磁力耦合确定。

泄流路径274内的泄流流由转子254或壳体252上的几何形状（即，泵送凹槽）驱动。泄流路径流动的方向可以基于转子254的几何形状而反向。所有这种沿着泄流路径274进行的紧密间隙、低流动的表面利用运动而被连续冲洗，由于主动泄流流动路径274通过移动部件可以主动冲洗暴露的表面，因此溶血和血栓形成可以减至最小。

在一优选实施例中，如2016年5月2日提交的PCT国际申请PCT/US16/30445中所提供的那样，轴承表面包括在穿过马达的泄流路径274内的平的流体动力轴承，以便为转子254提供额外的稳定性和流动特性。转子254的平的端部282处可设置平的轴向推力轴承。在一种结构中，轴向推力轴承包括朝着扁平端部282横向延伸的三个纵向扫掠渐细的凹槽。推力轴承构造成提供压力差和相应的泵送机制以促进流动通过泄流路径274。平的轴承还可以得益于两个轴承部件组——一个径向轴承和一个轴向轴承。在一些实施例中，推力轴承设计可包括替代纵向槽的渐细形凹槽（未示出），或者除了纵向槽之外还可具有该渐细形凹槽。

端部286也可以具有径向凸缘276，用以支撑套管（未示出）或其他导管的联接。

柔性套管（未示出）可以附接到泵10、50、100、150、200和250中的任何一个的泵体或壳体。在这样的结构中，泵将从套管的第一端内抽吸输入的血流Fi，套管的第二端位于循环系统中的不同位置。

可以理解的是，基于对本申请的全面回顾，通过如本文所述的那样，对于本领域的普通技术人员而言，显而易见地，本申请的各种装置/泵实施例能够显着地有益于微创和低创插入方法的目的。本申请公开了用于低创外科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）无血管吻合术的插入，以及2）有血管吻合术的插入。

在允许实施VAD（例如LV/LA或RV/RA）的范围内，微创插入被认为具有特别的优势，无需胸廓切开术或心肺旁路。中央血管通路被认为是特别有益的，因为它是通过周围血管通路来实现的，例如使用荧光镜引导，以放置血管内泵或专用插管。

低创插入对于将LVAD置于有限的手术切口且无心肺旁路的情况而言被认为是特别有益的。此外，消除对血管吻合术的需要的方法被认为是非常有利的，并且根据本发明的某些实施例而被有利地实现。插入方法利用胸腔镜技术的，进一步简化了手术，并且也通过某些本申请的实施例而实现。

LVADS的微创安置通常被认为主要属于介入性心脏病学家的领域（但是显然地，其他受过充分训练和有能力的医师也可以实施本发明）。本实施例中的某些实施例提供了针对这种介入性医师使用的适应性，特别是因为这样的装置一般允许以下至少一种，并且优选地一种或全部以上：1）用于实现非开胸的血管通路的简单装置，2）适于插入外周动脉的小型套管系统和微型泵，3）适于在胸壁上皮下植入的小型泵，以及4）能够在非卧床环境中可靠地运行数月至数年的泵。提供能够在扩展的非卧床中可靠地操作的LVAD的微创或低创植入的能力是本申请中的某些实施例所呈现的特别益处，并且以前通过先前公开或使用的装置和方法是不可能实现的。

本申请的某些实施方式提供了各种方法，这些方法基于介入性心脏病专家熟悉的跨血管技术。这种方法通常采用跨过主动脉瓣的柔性套管逆行放置，以用作泵的流入导管。流入套管的非开胸放置通常通过外周动脉进入。一种示例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的方法，采用了一种泵系统，其包括放置在动脉系统的动脉内的小型泵（例如，图1至图12中示出的泵10、50、100、150、200、250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。泵出口位于动脉系统的升主动脉中。然后，血液经由流入套管从左心室中被抽出，并经由入口被泵入升主动脉，从而直接辅助左心室。

也可以通过将泵流入左心房（LA）并将血液输送至主动脉来辅助舒张性心力衰竭（DFIF）。

在所有实施例中，可从外部佩戴的马达控制器和可再充电电池系统（未示出）通过经皮导线（未示出）向泵10、50、100、150、200或250供电。在一特定实施例中，导线经由锁骨下动脉从外部系统部件耦接到泵。或者，可以使用可植入电池和控制器，其通过经皮电子传输（TET）供电。

在另一实施例中，系统可以包含位于患者胸腔区域中的皮下袋（未示出）中的泵的解剖学放置。泵的流入接续柔性流入套管（未显示），后者进入锁骨下动脉并跨主动脉瓣逆行穿过进入左心室。第二流出套管连接到泵的流出，并将血液返回动脉系统——在这种情况下，是通过对侧锁骨下动脉的吻合术进行。如此配置，血液离开左心室并返回到体循环，从而直接辅助左心室。与先前描述的系统一样，经皮导线可用于通过外部佩戴的马达控制器和可充电电池系统向泵供电和/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。还可以理解的是，这些非吻合方法可以适用于微型开胸术或胸腔镜术，而无需心肺旁路或血管移植的吻合术。

在另一实施例中，泵系统采用位于左心室中且具有顺行穿过主动脉瓣的出口套管的泵（例如，图1至图12所示的泵10、50、100、150、200和250中的任何一个）。通过主动脉瓣顺行。该外科手术可以通过小的开胸手术来实施。根据这样的方法，打开心包并将牵引置于心室尖部。接着使用穿刺技术和扩张器系统将薄壁的外科用套针推进到心室腔中。然后，将泵（例如前向流泵）推进到左心室中，并且柔性流出套管（未显示）很容易地跨主动脉瓣顺行推进。然后使用锚固组件将泵锚固在心室尖部上，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。

在这样的构造中，泵通过壳体中的端口（例如，泵10、50、100、150、200和250中的任一个的轴向入口）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。主动脉瓣通常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他方面，通过小的开胸手术进行具有血管吻合的低创手术插入，而不需要进行心肺旁路。虽然未在本文中未示出，但是为了进一步说明，这种方法可以例如像如下那样进行。

打开心包并向心室尖部施加牵引力。使用穿刺技术和扩张器系统，将薄壁的流入套管插入左心室中。流出移植物可以与降主动脉吻合。或者，流出移植物可以通过通道与锁骨下动脉或股动脉进行吻合。然后将泵放置在流入和流出移植物之间，以便血液流出左心室中并被泵送到体循环中。该泵可以被植入胸腔中或者皮下，或者被植入在特定情况或技术中合适的其他地方。经皮导线通过外部控制器和电池系统为泵供电。

当前的左心室辅助装置一般需要经由心室尖部对左心室进行外科手术穿刺以及将动脉移植物与胸主动脉进行外科手术吻合。绝大多数左心室辅助装置太大而无法放置在心包腔或胸腔中，它们植入前腹部区域的膈肌下方。膈下放置通常需要通道穿过膈膜以引导血管移植物——这是一项大的手术，通常需要体外循环。将泵放置在心包腔中，无需膈肌穿透，并且最大程度地减少了泵入口的长度。较短的泵入口可通过减少泵送所需的工作量来降低泵中血栓形成的可能性。

下面更全面地描述本申请的各种LVAD泵实施例。相对于先前公开或使用的系统，本申请每一个实施例都被认为提供了某些显着的潜在优势。与现有的LVAD设计相比，某些实施例的优势包括但不限于以下一项或多项：设计简单，成本降低，功耗降低，并且每个都可以容易地适应于常规外科手术插入。此外，某些实施例被认为呈现了将外形短小、最微创或低创输送以及与延长的非卧床植入物的寿命相结合等非常有益的优点。

另外，本文描述的泵的外径和长度可以容易地调节以适合于特定应用的适当参数，以便针对旋转组件的径向约束来优化马达性能和流体动力轴承支撑。

除了其他优点外，本申请的泵允许非常适合通过微型开胸手术插入左心室尖部或心房并且将仅占很小的心脏外容积的尺寸包络。来自泵出口的血管移植物通常与主动脉或锁骨下动脉吻合。

根据本申请的泵也可以构造得足够小，以使其可以放置在前胸壁上，从经胸腔套管接收血液到左心脏，并经由移植物到体循环将血液流回锁骨下动脉。利用经由锁骨下动脉放置的薄壁套管，穿过主动脉瓣逆行进入左心室。主动脉瓣叶将围绕套管的壁密封。来自泵出口的加压流可经由移植物到外周动脉（例如锁骨下）返回到体循环中。这样的处理过程将属于介入性心脏病学家的领域内。

在使用的另一个特定实施例中，如本申请中详述的泵可以通过微型开胸手术被插入左心室尖部或心房，并且将仅占据很少的心脏外容积。来自泵出口的血管移植物可与主动脉或锁骨下动脉吻合。泵还可以足够小，使其可以放置在前胸壁上，从经胸腔套管向左心脏接收血液，使血液经由移植物回流体循环到锁骨下动脉。同样地，可以通过经锁骨下动脉放置的薄壁套管，逆行跨主动脉瓣左侧并且血液经由移植物到锁骨下动脉返回到体循环，从而可以实现进入左心脏。

本申请的泵的特征的组合通常适合于直接放置在左心室或心房中，尽管如果在构造上适当地构造或以其他方式修改以在输送期间塌陷的话，则径向扩大的特征可以允许更大程度地减小外形以用于微创或低创输送。

在另一示例性实施例中，套管（未示出）的近端耦接至泵的输入端（例如，泵10a至10e中的任一个的端口24），远端通过小孔插入到心室尖部中，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，或者可能是可充气式灯笼裤（pantaloon）设计，以最大程度地减少瓣膜叶的磨损。套管直径可以比泵体小得多。流出套管横穿主动脉瓣时的外径可以为例如大约7mm。具有泵入口的泵主体将保留在左心室中。在泵工作过程中，血液将从左心室泵入瓣膜上主动脉。

尽管已经结合上面概述的具体实施例描述了本申请，但是很明显，对于本领域技术人员而言，许多替代、修改和变化是显而易见的。例如，尽管本实施例可以参考将泵马达连接到外部电源的导线来呈现，但是它也可以使用其他电源或能量耦合机构，例如整体电池、植入式电源。这可以进一步包括例如与泵组件成一体或远程植入的植入电池。在各个位置中，合适的电池还可以具有例如固定的充电寿命，或者可以是可充电的，比如通过运动致动或经皮感应耦合。根据另一示例，根据特定的说明性实施例，某些配合或协作部件（例如转子磁体和马达定子后铁）示出于彼此的特定相对位置处。但是，也可以考虑在这些组件之间相对的其他特定布置，并且在某些情况或应用中也可能是合适的，甚至是特别有益的。例如，虽然所示的马达定子实施例的背铁通常被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铁纵向移位。该静止状态下的移位可以构造成当磁通量马达启动时，最大程度地增加来自这些部件之间的磁引力的、与在壳体内由转子产生的相对于相反的纵向位移力的位移力。

此外，应当理解，在适当的情况下，本文所述的任何实施例的特征或部件可以互换使用。

根据本文的描述，应当理解，本申请包含多个实施例，这些实施例包括但不限于以下：

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所述外表面上的第一位置处从所述轴延伸的叶轮；所述外表面包括在所述轴上第二位置处的外轴承表面；泵壳体，其具有第一端和第二端；所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于界定在所述泵壳体内的泵室和内轴承表面；其中，在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内以使得当转子致动时所述叶轮在所述泵室内转动；所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合所述轴的所述外轴承表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子致动期间所述内轴承表面和所述外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；所述泵壳体包括在泵壳体的第一端的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述泵室；所述泵壳体还包括与所述泵室连通的环形出口，所述环形出口位于泵壳体的第一端和第二端之间；所述泵壳体包括与所述流体动压轴承间隙流体连通的泄流出口；所述转子的致动使血液进入所述轴向入口，穿过泵室并以呈基本轴向的出口流的形式从所述环形出口流出；其中在所述转子的致动期间，所述流体动压轴承间隙用作泄流路径，以让血液流进泄流入口，并沿着所述流体动压轴承间隙的长度方向流动。

2. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中通过由转子与泵壳体的相对运动而产生的、且在泵壳体内的流体动力推力，所述转子基本是沿径向方向悬挂于壳体内。

3. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，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体；所述泵壳体包括具有线圈的马达定子，该线圈与所述一个或多个转子磁体相对并相互距离所述流体动压轴承间隙；所述转子的致动受流过马达定子的电流影响而产生磁通量场，该磁通量场跨泄流路径延伸，以移动所述一个或多个转子磁体。

4. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述一个或多个圆柱形孔包括位于泵壳体的第一端的第一孔和位于泵壳体的第二端的第二孔，所述第一孔用于容纳叶轮和泵室，所述第二孔界定所述内轴承表面，用于容纳转子的外轴承表面和泄流路径；叶轮的旋转将抽吸血液流动穿过轴向入口，第一部分进入泵室，以及进入泄流路径；其中血液的第一部分被引导沿第二孔的长度方向流动并穿过朝向泵壳体的第二端设置的出口；血液的第二部分被引导流出所述环形出口。

5. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中一个或多个径向出口，其沿着所述泵壳体的圆周设置在所述第一端和所述环形出口之间的位置处；血液的第三部分被引导从所述一个或多个径向出口径向地向外流出。

6. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述马达定子和一个或多个转子磁体相对于彼此轴向设置以形成轴向马达。

7. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

8. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界。

9. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述锥形泄流路径位于泵室和环形间隙之间的环形间隙的上游。

10. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述锥形泄流路径位于环形间隙的下游，与泵室相对并相距环形间隙。

11. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动压轴承间隙还包括与环形间隙流体连通的第二锥形泄流路径；所述第二锥形泄流路径形成自转子和泵壳体之间的第二锥形轴承边界；所述第二锥形泄流路径位于环形间隙的下游。

12. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动压轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的球形泄流路径，所述球形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的球形轴承边界。

13. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述泄流路径形成于所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界之间；所述马达定子和一个或多个转子磁体彼此隔着锥形轴承边界设置。

14. 一种用于在患者的循环系统内提供循环辅助的泵，包括：转子，其包括具有外表面的轴和在所述外表面上第一位置处的延伸自所述轴的叶轮；所述外表面包括在所述轴上第二位置处的外轴承表面；泵壳体，其具有第一端和第二端；所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于界定在所述泵壳体内的泵室和内轴承表面；其中在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内以使得当转子致动时所述叶轮在所述泵室内转动；所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合所述轴的所述外表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子的致动期间所述内轴承表面和所述外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；所述泵壳体包括在所述泵壳体的第一端处的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述循环系统中的第一位置以及所述泵室；所述泵壳体还包括与所述泵室连通的环形出口，所述环形出口位于所述泵壳体的第一端和第二端之间；所述转子的致动使血液从所述循环系统的第一位置进入所述轴向入口，穿过所述泵室，并从所述环形出口流出到所述循环系统中的第二位置；在所述转子的致动期间，所述流体动压轴承间隙用作泄流路径，以让血液流进泄流入口，并沿着所述流体动压轴承间隙的长度方向流动。

15. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述泵壳体包括与所述流体动力轴承间隙流体连通的泄流出口；所述泄流出口引导血液流出所述泄流路径到达循环系统中的第三位置。

16. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中血液以基本上轴向的出口流的形式流出所述环形出口。

17. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述一个或多个圆柱形孔包括位于所述泵壳体的第一端处的第一孔和位于泵壳体的第二端的第二孔，所述第一孔用于容纳叶轮和泵室，所述第二孔界定内轴承表面，用于容纳所述转子的外轴承表面和泄流路径；所述叶轮的旋转将抽吸血液流动通过轴向入口，第一部分抽吸入泵室，以及进入泄流路径；血液的第一部分被引导沿第二孔的长度方向流动，并通过朝向泵壳体的第二端设置的泄流出口；血液的第二部分被引导从所述环形出口流出。

18. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中一个或多个径向出口，其沿着所述泵壳体的圆周设置在所述第一端和所述环形出口之间的一位置处；血液的第三部分被引导从所述一个或多个径向出口径向地向外流出。

19. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

20. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界。

21. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述锥形泄流路径位于泵室和环形间隙之间的环形间隙的上游。

22. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述锥形泄流路径位于环形间隙的下游，与泵室相对并相距环形间隙。

23. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动压轴承间隙还包括与环形间隙流体连通的第二锥形泄流路径；所述第二锥形泄流路径形成自转子和泵壳体之间的第二锥形轴承边界；所述第二锥形泄流路径位于环形间隙的下游。

24. 一种心脏辅助装置，包括：转子，其包括轴以及在所述轴上第一位置处且延伸自所述轴的叶轮；所述转子包括在所述轴上第二位置处的转子轴承表面；泵壳体，其具有第一端和第二端；所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于限定在泵壳体内的泵室和内轴承表面；在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内，以使得当转子致动时叶轮在泵室内转动；所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合转子轴承表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子的致动期间内轴承表面和转子轴承表面形成流体动力轴颈轴承；所述泵壳体包括在所述泵壳体的第一端处的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述泵室；所述泵壳体还包括与所述泵室连通的环形出口，所述环形出口位于所述泵壳体的第一端和第二端之间；所述转子的致动使血液进入所述轴向入口，穿过所述泵室，并以基本上轴向的出口流的形式从所述环形出口流出；在所述转子的致动期间，所述流体动压轴承间隙用作泄流路径，以让血液流进泄流入口，并沿着所述流体动压轴承间隙的长度方向流动。

25. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述转子包括一个或多个位于所述轴的轴承表面内的转子磁体；所述泵壳体包括具有线圈的马达定子，该线圈与所述一个或多个转子磁体相对并相互距离流体动压轴承间隙；所述转子的致动受流过马达定子的电流影响而产生磁通量场，该磁通量场跨泄流路径延伸，以移动所述一个或多个转子磁体。

26. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述马达定子和一个或多个转子磁体相对于彼此轴向设置以形成轴向马达。

27. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

28. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自转子和泵壳体之间的锥形轴承边界。

29. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中所述流体动力轴承间隙还包括形成自转子和泵壳体之间的球形轴承边界的球形泄流路径。

30. 根据前述或之后的任何实施例所述的装置或泵，其中内部轴承路径和转子轴承路径包括平的表面，其形成与泵室流体连通的平的流体动力轴承和平的泄流路径面。

如本文所使用的，除非上下文明确说明，否则单数术语“一个”、“一种”和“该”可以包括多个指示物。除非明确声明，否则对单数形式的元件的引用并不意在表示“一个且仅一个”，而是“一个或多个”。

如本文所使用的，术语“集合”是指一个或多个对象的集合。因此，例如，一组对象可以包括单个对象或多个对象。

如本文中所使用的，术语“基本上”和“大约”用于描述和说明小的变化。当与事件或情景结合使用时，这些术语可以指事件或情景精确发生的情况以及事件或情景发生非常接近的情况。当与数值结合使用时，这些术语可以指的是小于或等于该数值的±10％的变化范围，例如小于或等于±5％、小于或等于±4％、小于或等于±3％、小于或等于±2％、小于或等于±1％、小于或等于±0.5％、小于或等于±0.1％或小于或等于±0.05％。例如，“基本上”对准可以指小于或等于±10°的角度变化范围，比如小于或等于±5°、小于或等于±4°、小于或等于±3°小于或等于±2°小于或等于±1°小于或等于±0.5°小于或等于±0.1°、或小于或等于0.05°。

另外，数量、比率和其他数值有时可以在本文中以范围格式呈现。应当理解，这样的范围格式是为了方便和简洁而使用的，应该灵活地理解为包括明确指定为范围极限的数值，但是也包括该范围内所包括的所有单个数值或子范围，就好像每个数值和子范围均已明确指定。例如，在大约1到大约200范围内的比率应被理解为包括明确列举的大约1和大约200的极限，但也包括单独的比率，比如大约2、大约3、大约4，以及子范围，例如约10至约50的子范围、约20至约100的子范围等等。

尽管本文的描述包含许多细节，但是这些细节不应被解释为限制本公开的范围，而仅是提供一些当前优选实施例的描述。因此，可以理解的是，本申请的范围完全涵盖对于本领域技术人员而言显而易见的其他实施例。

本领域普通技术人员已知的与所公开的实施例的元件的所有结构和功能等同物均通过引用明确地并入本文，并且意在被本申请的权利要求所涵盖。此外，无论在权利要求中是否明确列举了元件、组件或方法步骤，本申请中的任何元件、组件或方法步骤都不旨在专用于公众。除非使用短语“用于……的装置”明确陈述元件，否则本文的权利要求要素均不应被解释为“装置加功能”的元件。除非使用短语“用于……的步骤”明确叙述某元素，否则本文的权利要求要素均不应解释为“步骤加功能”元素。

Claims

1.一种心脏辅助装置，其特征在于，包括：

转子；

所述转子包括具有外表面的轴和在所述外表面上的第一位置处从所述轴延伸的叶轮；

所述外表面包括在所述轴上第二位置处的外轴承表面；

泵壳体，其具有第一端和第二端；

所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于界定在所述泵壳体内的泵室和内轴承表面；其中，在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内以使得当转子致动时所述叶轮在所述泵室内转动；

所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合所述轴的所述外轴承表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子致动期间所述内轴承表面和所述外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；

所述泵壳体包括在泵壳体的第一端的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述泵室；

所述泵壳体还包括与所述泵室连通的环形出口，所述环形出口位于泵壳体的第一端和第二端之间；

所述泵壳体包括与所述流体动压轴承间隙流体连通的泄流出口；

所述转子的致动使血液进入所述轴向入口，穿过泵室并以呈基本轴向的出口流的形式从所述环形出口流出；

其中在所述转子的致动期间，所述流体动压轴承间隙用作泄流路径，以让血液流进泄流入口，并沿着所述流体动压轴承间隙的长度方向流动。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，通过由转子与泵壳体的相对运动而产生的、且在泵壳体内的流体动力推力，所述转子基本是沿径向方向悬挂于壳体内。

3.如权利要求1所述的装置，其特征在于：

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体；

所述泵壳体包括具有线圈的马达定子，该线圈与所述一个或多个转子磁体相对并相互距离所述流体动压轴承间隙；

所述转子的致动受流过马达定子的电流影响而产生磁通量场，该磁通量场跨泄流路径延伸，以移动所述一个或多个转子磁体。

4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述一个或多个圆柱形孔包括位于泵壳体的第一端的第一孔和位于泵壳体的第二端的第二孔，所述第一孔用于容纳叶轮和泵室，所述第二孔界定所述内轴承表面，用于容纳转子的外轴承表面和泄流路径；

叶轮的旋转将抽吸血液流动穿过轴向入口，第一部分进入泵室，以及进入泄流路径；

其中血液的第一部分被引导沿第二孔的长度方向流动并穿过朝向泵壳体的第二端设置的出口；

血液的第二部分被引导流出所述环形出口。

5.如权利要求4所述的装置，其特征在于，所述泵壳体还包括：

一个或多个径向出口，其沿着所述泵壳体的圆周设置在所述第一端和所述环形出口之间的位置处；

其中，血液的第三部分被引导从所述一个或多个径向出口径向地向外流出。

6.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述马达定子和一个或多个转子磁体相对于彼此轴向设置以形成轴向马达。

7.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

8.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界。

9.如权利要求8所述的装置，其特征在于，所述锥形泄流路径位于泵室和环形间隙之间的环形间隙的上游。

10.如权利要求8所述的装置，其特征在于，所述锥形泄流路径位于环形间隙的下游，与泵室相对并相距环形间隙。

11.如权利要求9所述的装置，其特征在于：

所述流体动压轴承间隙还包括与环形间隙流体连通的第二锥形泄流路径；

所述第二锥形泄流路径形成自转子和泵壳体之间的第二锥形轴承边界；

所述第二锥形泄流路径位于环形间隙的下游。

12.如权利要求7所述的装置，其特征在于，所述流体动压轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的球形泄流路径，所述球形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的球形轴承边界。

13.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述泄流路径形成于所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界之间；

所述马达定子和一个或多个转子磁体彼此隔着锥形轴承边界设置。

14.一种用于在患者的循环系统内提供循环辅助的泵，其特征在于，包括：

转子，其包括具有外表面的轴和在所述外表面上第一位置处的延伸自所述轴的叶轮；

所述外表面包括在所述轴上第二位置处的外轴承表面；

泵壳体，其具有第一端和第二端；

所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于界定在所述泵壳体内的泵室和内轴承表面；其中在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内以使得当转子致动时所述叶轮在所述泵室内转动；

所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合所述轴的所述外表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子的致动期间所述内轴承表面和所述外轴承表面形成流体动力轴颈轴承；

所述泵壳体包括在所述泵壳体的第一端处的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述循环系统中的第一位置以及所述泵室；

所述泵壳体还包括与所述泵室连通的环形出口，所述环形出口位于所述泵壳体的第一端和第二端之间；

所述转子的致动使血液从所述循环系统的第一位置进入所述轴向入口，穿过所述泵室，并从所述环形出口流出到所述循环系统中的第二位置；

在所述转子的致动期间，所述流体动压轴承间隙用作泄流路径，以让血液流进泄流入口，并沿着所述流体动压轴承间隙的长度方向流动。

15.如权利要求14所述的泵，其特征在于，所述泵壳体包括与所述流体动力轴承间隙流体连通的泄流出口；所述泄流出口引导血液流出所述泄流路径到达循环系统中的第三位置。

16.如权利要求14所述的泵，其特征在于，血液以基本上轴向的出口流的形式流出所述环形出口。

17.如权利要求15所述的泵，其特征在于，所述一个或多个圆柱形孔包括位于所述泵壳体的第一端处的第一孔和位于泵壳体的第二端的第二孔，所述第一孔用于容纳叶轮和泵室，所述第二孔界定内轴承表面，用于容纳所述转子的外轴承表面和泄流路径；

所述叶轮的旋转将抽吸血液流动通过轴向入口，第一部分抽吸入泵室，以及进入泄流路径；

血液的第一部分被引导沿第二孔的长度方向流动，并通过朝向泵壳体的第二端设置的泄流出口；

血液的第二部分被引导从所述环形出口流出。

18.如权利要求17所述的泵，其特征在于，所述泵壳体还包括：

一个或多个径向出口，其沿着所述泵壳体的圆周设置在所述第一端和所述环形出口之间的一位置处；

血液的第三部分被引导从所述一个或多个径向出口径向地向外流出。

19.如权利要求14所述的泵，其特征在于，所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

20.如权利要求19所述的泵，其特征在于，所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自所述转子和所述泵壳体之间的锥形轴承边界。

21.如权利要求19所述的泵，其特征在于，所述锥形泄流路径位于泵室和环形间隙之间的环形间隙的上游。

22.如权利要求19所述的泵，其特征在于，所述锥形泄流路径位于环形间隙的下游，与泵室相对并相距环形间隙。

23.如权利要求20所述的泵，其特征在于：

所述第二锥形泄流路径位于环形间隙的下游。

24.一种心脏辅助装置，其特征在于，包括：

转子，其包括轴以及在所述轴上第一位置处且延伸自所述轴的叶轮；

所述转子包括在所述轴上第二位置处的转子轴承表面；

泵壳体，其具有第一端和第二端；

所述泵壳体包括一个或多个圆柱形孔，用于限定在泵壳体内的泵室和内轴承表面；在运行模式下，所述转子位于所述一个或多个圆柱形孔内，以使得当转子致动时叶轮在泵室内转动；

所述泵壳体的所述内轴承表面紧密配合转子轴承表面，以在其间形成流体动力轴承间隙，使得在转子的致动期间内轴承表面和转子轴承表面形成流体动力轴颈轴承；

所述泵壳体包括在所述泵壳体的第一端处的轴向入口，所述轴向入口流体连通所述泵室；

所述转子的致动使血液进入所述轴向入口，穿过所述泵室，并以基本上轴向的出口流的形式从所述环形出口流出；

25.如权利要求24所述的装置，其特征在于，所述转子包括一个或多个位于所述轴的轴承表面内的转子磁体；

所述泵壳体包括具有线圈的马达定子，该线圈与所述一个或多个转子磁体相对并相互距离流体动压轴承间隙；

26.如权利要求25所述的装置，其特征在于，所述马达定子和一个或多个转子磁体相对于彼此轴向设置以形成轴向马达。

27.如权利要求24所述的装置，其特征在于，所述流体动力轴承间隙包括形成于所述泵的内轴承表面和所述轴的外轴承表面之间的环形间隙。

28.如权利要求27所述的装置，其特征在于，所述流体动力轴承间隙还包括与所述环形间隙流体连通的锥形泄流路径，所述锥形泄流路径形成自转子和泵壳体之间的锥形轴承边界。

29.如权利要求27所述的装置，其特征在于，所述流体动力轴承间隙还包括形成自转子和泵壳体之间的球形轴承边界的球形泄流路径。

30.如权利要求26所述的装置，其特征在于，内部轴承路径和转子轴承路径包括平的表面，其形成与泵室流体连通的平的流体动力轴承和平的泄流路径面。