CN112312835A - 用于方坦患者的机械循环支持的血泵 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于支持人或动物的心脏(205)中的血流(106)的径向血泵(1)，该径向血泵包括第一入口通道(41)和第二入口通道(42)、第一出口通道(51、52)、第一电动马达(71)、多个叶片(20)，该第一电动马达包括第一定子(77)和第一内部转子(75)，其中第一电动马达(71)构造成驱动叶轮(2、2a、2b)，该叶轮布置在第一入口通道(41)与第二入口通道(42)的相交部处，其中，叶轮(2、2a、2b)连接至第一内部转子(75)，并且叶轮(2、2a、2b)包括布置在相交部处的合并部分(22)，在该相交部处，来自第一入口通道(41)的第一血流(106)与来自第二入口通道(42)的第二血流(107)进行合并，其中叶轮(2、2a、2b)构造成将第一血流(106)和第二血流(107)从第一入口通道(41)和第二入口通道(42)经由合并部分(22)泵送至第一出口通道(51)，叶轮(2、2a、2b)包括多个叶片(20)，其中叶片(20)形成有合并部分(22)包括的叶片通道(21)，其中每个叶片(20)布置和构造成使通过第一入口通道(41)和第二入口通道(42)进入的第一血流(106)和第二血流(107)朝向出口通道(51)泵送，其中，血泵(1)布置和构造成使得第一血流(106)和第二血流(107)在合并部分(22)处相遇，使得血液从第一血流(106)和第二血流(107)被泵送至第一出口通道(51)之前，第一血流(106)与第二血流(107)之间的压差被减小。

Description

用于方坦患者的机械循环支持的血泵
技术领域
本发明涉及一种用于人或动物心脏的血泵，特别是涉及在腔肺位置中辅助方坦(Fontan)循环的泵，以及包括该血泵的系统。
本发明还涉及一种根据测量或估计的血液动力学信号来调节血泵速率的方法。
背景技术
在美国和欧洲，所有活产儿中的大约1％是先天性心脏缺陷患儿。这些患者中的大约5％至10％患有左心室或右心室发育不全；因此，患者的循环系统仅包括一个功能性心室。因为在该配置中动脉血氧饱和度低，并且单个心室永久性超负荷，所以缺乏治疗将不可避免地导致患者的死亡。
仅有的两种治疗选择是心脏移植或者建立所谓的“方坦循环”[1]、[2]。尽管捐献者器官的可用性是有限的，尤其是对于儿童来说更是如此，但是在已报道的对于三十年的存活率从小于50％变化至小于76％[3]、[4]的情况下，第二种选择提供了保守疗法的前景。
因此，机械循环支持(MCS)装置构成了对于增强方坦患者中的心血管系统功能的最有希望的方法。文献[5]至[7]中已经提出了用于方坦循环的具体设计成用于腔肺支持的一些MCS装置。
其他临床上可用的方法是左心室辅助装置(LVAD)或右心室辅助装置(RVAD)，其中目的是桥接患者至移植的时间跨度。
由于这些方法的设计、大小和/或这些方法的侵犯性，所以这些方法都不构成用于方坦患者的长期治疗的选择。
发明内容
本发明的目的是提供一种用于使方坦患者中的心血管系统功能增强的MCS装置。该目的通过具有权利要求1的特征的径向血泵来实现。
在从属权利要求中描述了有利的实施方式。
用于支持患者的心脏中的血液循环的根据权利要求1的径向血泵、特别是心肺辅助装置，该径向血泵至少包括以下部件：
-特别地彼此相反布置的第一入口通道和第二入口通道，
-第一出口通道，
-第一电动马达，该第一电动马达包括第一内部转子和特别地布置在泵壳体处的第一定子，其中，第一电动马达构造成驱动叶轮，其中，
-叶轮布置在第一入口通道与第二入口通道的相交部处，其中，叶轮连接至第一内部转子，其中，叶轮包括布置在相交部处的特别打开的合并部分，在相交部处，来自第一入口通道的第一特别静脉血流与来自第二入口通道的第二特别静脉血流进行合并，其中，叶轮构造成将第一血流和第二血流从第一入口通道和第二入口通道经由合并部分特别朝向蜗形室或环形室泵送，该蜗壳腔或环形室连接至第一出口通道，其中，出口通道特别沿相对于叶轮的旋转轴线的切向方向布置，
-叶轮包括的多个叶片，其中，叶片形成有包括合并部分的至少一部分的叶片通道，其中，叶片通道布置在叶片的压力面和叶片的抽吸面之间，其中每个叶片布置和构造成使通过第一入口通道和第二入口通道进入的第一血流和第二血流朝向出口通道泵送，
其中，径向血泵布置和构造成使得第一血流和第二血流在合并部分处结合，特别地在第一血流和第二血流的血液被泵送到第一出口通道中之前使得第一血流与第二血流之间的压差特别是在合并部分处减小或相等。
径向泵特别地设计和构造成在患者的心肺位置中辅助方坦循环。
合并部分特别地围绕径向血泵的中心点对称地延伸。
由于泵的径向设计，泵可以通过第一入口通道和第二入口通道连接至上腔静脉(SVC)和下腔静脉(IVC)，而第一出口通道可以连接至肺躯干或者左肺动脉和/或右肺动脉。泵的径向设计与方坦患者的整个腔肺连接中的静脉和动脉的解剖结构特别吻合。
在健康的生理状况下，IVC和SVC靠着右心房排出并因此以相同的压力排出。右心房压力是静脉回流的重要决定因素。即使在血流高度地不平衡的情况下，使IVC和SVC中的泵入口压力相等对于确保上身体和下身体的生理灌注也可能是至关重要的。由于IVC处的血流通常比来自SVC的血流稍微大，尤其是在身体活动期间更是如此，所以血泵的重要特征是在叶轮的合并部分中使SVC与IVC之间的压差减小或相等，特别是在血液朝向出口通道泵送之前使SVC与IVC之间的压差减小或相等。
特别地，径向血泵构造成特别地IVC通过第一入口通道来接纳第一血流并且特别地SVC通过第二入口通道来接纳第二血流，其中第一血流的压力大于第二血流的压力，或者第一血流的压力小于第二血流的压力，使得两个血流之间的压力均衡在泵的合并部分处发生。特别地，泵构造成使得第一血流和第二血流特别地首先在血泵的合并部分处合并，其中在合并部分处，使第一血流与第二血流之间的任何压差减小或相等，并且特别地，其中在血流已经合并之后，血液被泵送通过出口第一通道。
此外，由于在将血液朝向一个或多个出口通道泵送之前或同时血流结合，特别地叶轮的所有叶片通道都携带第一入口通道和第二入口通道的已组合的血流，即，泵特别没有以下不同叶片：不同的叶片在叶轮上具体构造和布置成用于泵送第一入口通道或第二入口通道的血流。
提供了用于从第一入口通道或第二入口通道泵送血液的不同叶片的后者的构型的缺点在于，压差被主要地维持，并且根据泵速率会引起IVC中的过压或SVC中的低压。
该设计的额外优点是，由于可能的血液压差，使作用在叶轮上的不对称力大大降低。具有两个出口通道的设计、特别是具有两个蜗形舌状件的设计使径向力减小，具有两个入口通道的对称入口设计使轴向推力减小。
此外，与外部运行件相反，泵构造为内部运行件。外部运行泵的转子由磁体或线圈产生的力来驱动，该磁体或线圈布置在泵的由转子包围的部件上。内部运行泵通过围绕转子布置、通常布置在转子的壳体上的磁体或线圈来提供驱动力。根据本发明的泵是内部运行泵，这通过术语“内部转子”来反映。
外部运行泵总体允许更紧凑的设计，然而，外部运行泵的效率总体较低，并且因此，外部运行泵产生更多的热，该更多的热散发至泵所泵送的血液。结果，由于泵的散热，泵送的血液的温度升高，并且形成血栓(还称为凝块)的可能性急剧增加。
对于位于心肺位置的泵来说，特别的挑战产生于浮动血栓，该浮动血栓来自必须由泵承受的静脉系统。根据通过HeartMate III[8]的最新临床经验可以得出，大流量通道和少量前缘可以可能地通过允许血栓穿行通过泵而不是被困在装置内部来防止泵血栓形成。在该方面，具有小间隙的泵、比如为具有流体动力支承件的泵，以及像冲洗孔一样的结构可能是不利的。提出的马达和泵设计促进了较大的间隙的使用。
因此，根据本发明的泵构造为内部运行泵降低了形成凝块的风险，并且因此还降低了由于凝块而造成的泵堵塞的风险。
特别地，第一定子布置在容纳第一内部转子的泵壳体处。第一电动马达特别地包括线圈和永磁体。
根据本发明的实施方式，磁体特别地布置在第一转子上，并且线圈围绕第一内部转子布置在第一定子上。
叶轮借助于刚性连接来连接至第一内部转子，其中该连接可以例如通过包括叶轮和第一内部转子的一体形成部件来实现。然而，叶轮还可以通过连接器件连接至转子，从而基本上形成具有转子和连接至转子的叶轮的两件式装置。
在第一入口通道和第二入口通道相遇处形成有相交部。同样，第一出口通道布置在该相交部处。第一出口通道特别地相对于叶轮的旋转轴线径向地延伸。
为了提供压力均衡，径向血泵包括合并部分。合并部分构造成使得来自第一入口通道的第一特别静脉血流和来自第二入口通道的第二特别静脉血流结合，并且特别地在血液被泵的叶片朝向第一出口通道泵送之前或同时特别地结合。
根据叶轮的具体设计，叶片可以具有各种形状和轮廓。
根据本发明的另一实施方式，叶片布置在单个平面中，其中所述平面对称地布置在第一通道与第二通道之间。
该实施方式允许泵送来自第一入口通道和第二入口通道的血液。
叶片特别地具有在泵送期间经受不同压力条件的压力面和抽吸面。
压力面“推动”血液，而抽吸面是叶片的与压力面特别反向定向的侧部。由于叶轮使血液加速，因此发生了泵效应。
根据叶轮的具体设计，特别是无论叶轮是开放式叶轮还是封闭式叶轮，合并部分特别地包括叶片通道。当叶轮是开放式叶轮时，合并部分特别地包括叶片通道。
在叶轮是封闭式叶轮或半封闭式叶轮的情况下，合并部分还可包括叶轮的眼状部。血流在叶片通道中和/或在叶轮的眼状部中结合，并且特别地在将血液朝向出口通道泵送之前或同时进行混合。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵构造成用于在患者的腔肺接合处支持方坦循环。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵包括第二电动马达，该第二电动马达包括第二定子和刚性连接至第一内部转子的第二内部转子。
第二马达就第一马达的马达故障而言提供冗余。即使第一电动马达不能工作，第二电动马达也能够维持血液的泵送，使得避免了对于患者的危急情况。
此外，第二电动马达可以布置在泵的不同安装位置处，并且因此，来自血泵的散发的热分布在血泵内的其他位置，从而降低了泵送的血液相对于血液损伤和凝块形成的临界温度升高的风险。
第一马达和第二马达特别地布置成沿着叶轮的旋转轴线偏移，其中，第一电动马达特别地布置成比第二马达更靠近第一入口通道，并且第二电动马达特别地布置成比第一马达更靠近第二入口通道。
此外，第一马达和第二马达特别地设计成和布置成相对于叶轮的旋转轴线对称，使得可以减小或理想地平衡所产生的磁力。
第二内部转子特别地与第一内部转子一体地形成。
第二定子特别地与第一定子一体地形成。
要注意的是，两个马达例如借助于泵壳体和轴来特别刚性地彼此连接，并且其中特别地两个马达驱动叶轮的相同叶片。
然而，每个马达都包括自身用于提供驱动力的一组线圈和磁体。
第二电动马达可以设计成与第一电动马达相同，特别地其中第二转子可以与叶轮一体形成，或者基本上是两件式装置，其中转子和叶轮通过连接器件彼此连接。
根据本发明的另一实施方式，第一电动马达布置在第一半部空间中，该第一半部空间从与叶轮的旋转轴线正交延伸的平面延伸，该第一半部空间包括第一入口通道，并且其中第二电动马达布置在特别互补的第二半部空间中，该第二半部空间从所述平面延伸，该第二半部空间包括第二入口通道。
该实施方式允许更好的热分布，并且促进允许对称力的对称泵设计。
该实施方式由于对称的负载分布，减小了磨损和撕裂并且允许减小的能量消耗。
此外，由于特别地线圈可以沿着入口通道布置，这导致了空间有效的设计，因此该实施方式减小了在泵的定子拓扑结构上的设计约束。
根据该实施方式，第一马达和第二马达的转子和定子布置在对应的半部空间中，特别地在叶轮的两侧，例如在叶轮上方和下方。
根据本发明的另一实施方式，叶轮是双抽吸式叶轮，特别地没有分离的中平面，其中叶轮特别是对称双抽吸式叶轮。
双抽吸式叶轮允许设置两个相反的入口通道。双抽吸式叶轮允许在叶轮上对称地分配力，从而特别地使在磁性支承件上的力减小或者特别地使在机械支承件上磨损和撕裂减小。
双抽吸式叶轮构造成从叶轮中平面的两侧、特别是从两个入口通道接纳血流。
根据本发明的另一实施方式，叶轮是封闭双抽吸式叶轮，其中叶轮包括至少部分地覆盖叶片且特别地覆盖叶片通道的第一护罩和第二护罩，并且其中，合并部分包括两个相反的眼状部，特别地其中两个眼状部中的每个眼状部的直径均大于2.5mm，并且更特别地大于7mm。
根据该实施方式，合并部分包括叶轮的眼状部和/或叶片通道，使得在将血流从第一入口通道和第二入口通道朝向出口通道泵送之前或同时实现了特别有效地合并且特别地混合来自第一入口通道和第二入口通道的血流。
直径大于2.5mm且更特别地大于7mm的叶轮眼状部避免了两个入口流相遇之前的压力损失，并且避免了由于凝块而造成泵的堵塞。
根据本发明的另一实施方式，第一电动马达的第一内部转子布置在第一护罩上，并且特别地其中，第二电动马达的第二内部转子布置在第二护罩上。
该实施方式允许更好的散热，即使两个入口流量严重不平衡的情况下也允许更好的散热，同时对称布局减小了泵上的磨损和撕裂。
马达和支承件中产生的温度影响血泵的血液相容性。与常规的血泵相比，由于在主要操作状态下压头较小，因此对马达区域的冷却具有挑战性。为了促进足够的辅助流动，大的流体间隙是不可避免的。在提及的泵中，双马达构型允许在可接受的温度增加且甚至在更高的流量处，流体间隙大于0.5mm。
根据本发明的变型，叶轮是没有护罩的开放式叶轮特别是双抽吸式叶轮，其中叶片从沿着叶轮的旋转轴线延伸的轴突出，其中轴包括有第一电动马达的第一内部转子和/或第二电动马达的第二内部转子。
虽然开放式叶轮的效率总体比封闭式叶轮的效率低，但是因为开放式叶轮提供的供血液可以附着的粘附点较少，所以开放式叶轮更适用于泵送包括凝块的血液，该粘附点潜在地导致凝块的堆积和泵堵塞的危险。开放式叶轮在结构和流动上都没有封闭式叶轮复杂。
开放式叶轮的合并部分特别地包括叶片通道。
根据本发明的另一实施方式，第一电动马达的第一内部转子布置在轴的位于第一半部空间中的第一部分上，该第一半部空间从与叶轮的旋转轴线正交地延伸的平面延伸，该第一半部空间包括第一入口通道，并且其中第二电动马达的第二内部转子布置在轴的位于第二特别互补的半部空间中的第二部分上，该第二特别互补的半部空间从所述平面延伸，使得第二半部空间包括第二入口通道。
根据该实施方式，在大量的散发的热大约相等地分布至第一入口通道和第二入口通道时，流入的静脉血可以用于对第一电动马达和第二电动马达进行冷却，这确保了与单个马达设计相比，血液温度不超过临界温度。
根据另一实施方式，轴与第一定子和/或第二定子之间的间隙大于一毫米，其中，血液在被泵泵送时流动通过该间隙。
该相对较大的间隙降低了马达效率，但减小了两个入口合并之前的压力损失，并且允许血液中包括的凝块在没有泵堵塞的风险的情况下被泵送。此外，根据本发明的另一实施方式，第一转子和/或第二转子与特别地所有旋转的泵部件之间的间隙，以及第一定子和/或第二定子与特别地泵壳体的内壁之间的间隙大于1mm。
根据本发明的另一实施方式，第一入口通道和第二入口通道彼此相反地布置，特别地沿着叶轮的旋转轴线彼此相反地布置，并且其中，叶片构造成使得在第一入口通道与第二入口通道之间设置并保持有通过叶轮的叶片通道和/或通过叶轮的眼状部的直线流体通道，使得在第一血流和第二血流被泵送至第一出口通道之前，使第一血流与第二血流之间的压差减小或理想地相等。
泵包括直线流体通道，特别地在沿着旋转轴线的横截面图中时，可以在第一入口通道与第二入口通道之间画一条直线，其中该线不被泵的部件、特别是叶轮阻塞。
直线通道可以例如延伸通过叶轮的叶片通道或通过封闭式叶轮的眼状部。
这种直线通道允许在血流从第一入口通道和第二入口通道朝向出口通道泵送之前或同时使流合并。
此外，由于血液中的凝块，泵不易受到堵塞的影响。
假如叶轮是开放式叶轮，则直线通道例如沿着第一转子和/或第二转子与泵壳体的内壁之间的间隙定位。
假如叶轮是双抽吸封闭式叶轮，则直线通道延伸通过叶轮的眼状部，即如果泵不正常工作，则血液可能会沿着直线从第一入口通道流向第二入口通道，即使这不是理想的情况。
要注意的是，当第一转子和/或第二转子旋转时，所述直线通道也特别地围绕叶轮的旋转轴线旋转。
直线流体通道特别地是筒形形状的。
直线流体通道特别平行于叶轮的旋转轴线延伸。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵具有包括第一定子和/或第二定子的壳体，该壳体至少封围以下部件：
a)叶轮；
b)第一内部转子和/或第二内部转子；
其中，在整个血泵中，壳体的内壁部分与所述部件之间的距离为至少0.25mm，优选为至少0.5mm，使得促进适当冲洗以防止血栓形成、静脉凝块不会堵塞血泵、并且马达产生的热损失会被充分消除。
根据本发明的另一实施方式，血泵包括有源磁性支承件，特别是悬浮型(bearingless)的第一马达和/或第二马达，或者其中，血泵包括特别地布置在第一入口通道和/或第二入口通道的入口处的机械支承件，使得静脉血可以用于使支承件冷却。
磁性支承件特别地包括磁体和控制线圈以及用于至少沿一个方向估计/测量转子的位置的传感器。支承件位置根据传感器数据进行调整。
磁性支承件的优点在于磁性支承件是非接触式的，并且在支承件处不会产生摩擦热。这是以增加泵的空间需求为代价的。
替代性地，血泵可以包括机械支承件。虽然旋转的机械支承件产生摩擦热，并且虽然机械支承件经受磨损和撕裂，但空间需求较小，并且机械支承件的部件不需要额外的电力。血泵中的机械支承件指示在不干扰流场的情况下的可接受的磨损[9]和良好冲洗的设计，即使在非设计条件下，这也将使热和血栓生成的风险最小化：支承件结构位于距叶轮入口区域的较大距离处，使得支承件周围的流场比例如机械支撑的HeartMate II中的流场(美国伊利诺伊州芝加哥的Abbott公司)平顺得多。
根据本发明的另一实施方式，血泵包括第二出口通道，血流能够从第一入口通道和/或第二入口通道通过叶轮泵送至第二出口通道，特别地其中第二出口通道沿相对于叶轮的切向方向布置，特别地沿着径向叶轮平面布置，特别地其中第二出口通道沿与第一出口通道相反的方向指向。
关于第一出口通道的所有实施方式以及与关于第一出口通道的泵相关联的所有优点以类似的方式适于第二出口通道。
第二出口通道特别地具有与第一出口通道相同的尺寸和相同的形状。
该实施方式允许血流在两个血管中分布，并且使叶轮上的径向力减小，并且因此使在支承件上的径向力减小。
第一出口通道和第二出口通道特别地连接至左肺动脉和右肺动脉。
此外，根据本发明的问题通过具有根据本发明的血泵和用于电力传输的装置的系统来解决，该电力传输比如为线约束的或感应的经皮电力传输，其中，该系统还包括用于测量和/或估计血液动力学信号的传感器和配置成根据该血液动力学信号来调节血泵的泵速率的控制器，其中，传感器特别是布置在血泵处的压力传感器，或者其中传感器可以布置在心血管系统中，该传感器适合于测量和/或估计血管中的血压或两个腔之间的压差或整个泵内的至少一个入口与一个出口之间的压差。
该系统允许基于所确定的压力特别是压差来调节血泵速率。这种系统允许对心输出量的变化需求做出响应并且因此对患者的氧气消耗做出响应。例如，与当患者身体活动以及身体需要较高心率输出时相比，当患者睡觉时需要较少的心率输出。因此，该系统通过将IVC/SVC中的压力或整个泵内的压差或IVC与系统的心房之间的压差保持恒定或在预定范围中，来调节血流速率。
为了调节泵速率，传感器特别地测量血管中的血压，该血压可以用作身体的实际心率输出需求的指示器。
然而，其他血液动力学信号也可以由压力传感器感测并且用于调节泵速率，其他血液动力学信号比方说例如为心脏频率或泵流量。
通常，血泵需要在患者的身体附近具有外部电源。假如系统是线约束系统，则电力从电源经由用于电力传输的装置借助于线缆经由经皮通路传输至血泵，从而使系统不便且不容易在经皮通路处发生炎症性疾病。
电源例如用于可穿戴电池组。系统特别地还包括可穿戴电源。
由于对于在腔肺位置中的径向血泵的低电力要求，系统可以是完全可植入的，特别是在包括可植入的电池的经皮能量传输的情况下是可植入的。
此外，根据本发明的问题通过具有根据本发明的血泵和用于电力传输的装置的系统来解决，该电力传输比如为线约束的或感应的经皮电力传输。
根据本发明的另一实施方式，用于电力传输的装置构造成将电力无线地传输至血泵，其中，电力传输装置包括电力接收器和电力收发器，其中，电力接收器电连接至患者身体中的血泵，并且构造成用于向血泵提供从电收发器传输至电接收器的电能，其中，电收发器特别地位于患者的身体外部。
无线电力传输省去了经皮入口，因此降低了发炎的风险，并且在系统的易操纵性方面实现了更高的灵活性。
此外，系统的用于调节泵速率的控制器还可以布置在患者的身体外部，从而减小了向患者的身体内传递额外电力的需求。
此外，本发明的问题通过使用根据本发明的系统根据血液动力学信号调节血泵速率的方法来解决，该方法包括下述步骤：
-对已经植入径向血泵的患者的血液动力学信号进行评估、特别是对已经植入径向血泵的患者的血液动力学信号进行测量，特别地其中，血液动力学信号是至少在第一入口通道和/或第二入口通道处的入口通道压力以及/或者在第一出口通道和/或第二出口通道处的至少一个出口通道压力，或者其中，血液动力学信号是心脏的心房与下腔静脉之间的压差，或者其中，血液动力学信号是入口通道中的至少一个入口通道与出口通道中的一个出口通道之间的压差，所述入口通道中的至少一个入口通道即第一入口通道和/或第二入口通道，即出口通道中的一个出口通道是第一出口通道和/或第二出口通道；
-根据血液动力学信号对用于第一输出通道和/或第二输出通道的血流所需泵输出速率进行确定，特别地根据血液动力学信号对通过第一入口通道和第二入口通道进入的静脉血流的所需泵输出速率进行确定；
-调节血泵、特别地调节血泵的泵速度，使得实现已确定的泵输出速率，特别地使得血液动力学信号保持在预定范围内。
特别地调节血泵，使得至少一个入口通道压力(例如在第一入口通道和/或第二入口通道处)或者心脏的心房与下腔静脉之间的压差或者入口通道中的至少一个入口通道与出口通道中的一个出口通道之间的压差保持在预定范围内，即入口通道中的至少一个入口通道是第一入口通道和/或第二入口通道，出口通道中的一个出口通道即第一出口通道和/或第二出口通道。
泵输出速率特别是血流量，特别是就每时间单位泵送的血液体积而言的血流量。
根据该方法的另一实施方式，根据由系统的压差传感器感测到的血液动力学信号来估计心血管系统的压差。
根据本发明的另一实施方式，该系统还包括用于处理系统的传感器数据的处理单元。
根据该方法的另一实施方式，处理单元提供平均压差信号。
根据本发明的另一实施方式，系统的控制器接收控制器信号，其中控制器信号包括关于目标压力的偏差、特别是目标压差、以及估计压力、特别是估计压差的信息。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵是用于在腔肺接合处支持方坦循环的泵，特别是方坦泵。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵在广泛的操作条件的范围下提供了特别有益的流体动力学特性，所述有益的流体动力学特性是通过良好引导的流动并避免了泵内的任何停滞和再循环区域而实现的。
根据本发明的另一实施方式，径向血泵包括特别地代替实际蜗形外壳的环形室。
这允许泵的广泛的操作范围。特别地剪应力比通常的旋转式血泵低，从而保证了较低的血液损伤特性。泵的水力特性指示压力灵敏特征(典型斜率为2mm/Hg至5mm/Hg(L/min)。这种平坦的压力-流量关系(HQ曲线)确保了泵输出量对静脉回流中的变化的内在适应性调节[10]，特别是在没有预料到通过生理控制算法实现的自动速度适应性调节的情况下而确保了泵输出量对静脉回流中的变化的内在适应性调节。
附图说明
在下文中，参照附图中示出的示例性实施方式详细说明了本发明。要注意的是，附图是不需要按比例的。在附图中示出：
图1是根据本发明的具有开放式叶轮和机械支承件的径向血泵的横截面图；
图2是根据本发明的具有开放式叶轮和机械支承件的径向血泵的立体图；
图3是根据本发明的具有开放式叶轮和合并式磁性支承件的径向血泵的横截面图；
图4是根据本发明的具有开放式叶轮和独立式磁性支承件的径向血泵的横截面图；
图5是根据本发明的具有封闭式叶轮和机械支承件的径向血泵的横截面图；
图6是根据本发明的具有封闭式叶轮和独立式磁性支承件的径向血泵的横截面图；
图7是根据本发明的具有封闭式叶轮和合并式磁性支承件的径向血泵的横截面图；
图8是根据本发明的具有封闭式叶轮和独立式磁性支承件的径向血泵的横截面图；
图9是通过根据本发明的具有封闭式叶轮的径向血泵的流动轮廓；
图10是根据本发明的具有血泵和压力传感器的系统；以及
图11是具有根据本发明的系统的用于控制的方法的示意流程图。
具体实施方式
图1至图9示出了径向血泵1的各种视图和实施方式。在所有描述的实施方式中，血泵1相对于竖向轴线101和水平轴线102相交处的中心点100对称地设计，或者血泵1相对于与竖向线101正交延伸并包括水平线102的径向平面103对称地设计。竖向线101与布置在血泵1的壳体3中的单个叶轮2的旋转轴线104相对应。
对称的泵设计、特别是相反布置的入口通道41、42和相反布置的出口通道51、52减小了施加在叶轮2上的液压力，并且因此减小了施加在支承件60上的液压力。
径向平面103将空间划分成包括有泵1的第一入口通道41的第一半部空间S1和包括有泵1的第二入口通道42的第二半部空间S2。
第一入口通道41和第二入口通道42彼此相反布置并且形成直管。
当将径向血泵1移植在患者中时，第一入口通道41连接至上腔静脉200，而第二入口通道连接至下腔静脉201。
进入径向血泵1的血流200用箭头描述。
径向血泵1的叶轮2围绕旋转轴线104旋转并且以中心点100为中心。在示出的实施方式中，泵1总是包括两个出口通道51、52，所述两个出口通道布置在沿径向血泵1的径向方向指向的相反侧部上。
第一出口通道51和第二出口通道52相对于叶轮2切向延伸。
叶轮2由第一电动马达71和第二电动马达72驱动，其中在所示实施方式中，第一电动马达71布置在第一半部空间S1中，而第二电动马达72布置在第二半部空间S2中。
叶轮2设计为双抽吸式叶轮2，该双抽吸式叶轮包括多个叶片20，所述多个叶片形成有叶片通道21，血液通过该叶片通道朝向至少一个出口通道51、52被泵送。
第一电动马达71和第二电动马达72包括马达线圈73和马达磁体74，并且第一电动马达和第二电动马达是无刷直流马达，从而促进了非接触式致动并且需要较少的维护。
马达线圈73布置在泵1的壳体3中，并且可以连接至电源和控制马达速度的控制器(未示出)。因此，壳体3分别包括或者可以被认为是第一电动马达71的第一定子和第二电动马达72的第二定子。
第一马达71和第二马达72的马达磁体74分别布置在第一马达71和第二马达72的第一转子75和第二转子76上。
第一转子75和第二转子76彼此刚性连接或联接，使得第一马达71和第二马达72始终以相同的速度旋转。
假如一个马达被损坏或以其他方式受损使得该马达不能维持所需的泵速率，则存在两个独立驱动但同步的具有刚性连接的转子75、76的电动马达71、72为径向血泵1提供了故障保护选项。假如一个马达发生故障，则其他马达能够保持所需的泵速率或者保持至少对患者安全而言的紧急泵速率。
总体上，泵1的所有实施方式具有相对较大的用于血流的流体通道8和间隙9，并且因此提供了相对较低的抵抗力以防浮血栓。
此外，血泵1设计成使得避免血液在泵1中的再循环和停滞。例如，这可以通过相反的入口通道41、42和相反的出口通道51、52、设计合理的流动路径和较大的间隙9来实现。
由于泵1设计成将通过第一入口通道41和第二入口通道42进入的充分混合的血液排出至相反的出口通道51、52，因此实现了理想的肝脏流分布，从而防止了肺血管系统的衰退。
在图1和图2中，示出了包括开放式叶轮2a的径向泵1的实施方式。径向血泵1包括沿着叶轮2a的旋转轴线104延伸的轴10。叶轮2a与叶片20一起一体地形成至轴10。轴10包括第一马达71和第二马达72的马达磁体74。因此，轴10包括叶轮2a以及第一转子75和第二转子76。
在所有旋转部件之间，即具有所有轴10的部件的轴10与径向血泵1的内部壳体壁30之间保持至少1mm的间隙，使得即使凝块也可以被泵1泵送。间隙9的尺寸还防止凝块在泵1中粘附和形成。
第一马达71和第二马达72由流动通过相应的入口通道41、42的血液而冷却。由马达71、72散发的热导致血液温度升高。由于凝块形成尤其取决于血液温度，因此有利的是，第一马达71和第二马达72沿着不同的入口通道51、52布置，以避免温度升高超过临界凝块形成温度。
径向血泵1的轴10包括在该轴的轴向端部处的机械支承件61。机械支承件61可以是包括比如红宝石之类的陶瓷的球杯支承件。
机械支承件61抵抗轴向力并且还允许小的泵尺寸。然而，机械支承件61产生额外的热和干扰的流场，这两者都可以导致血液损伤和凝块形成。具有极好的摩擦学特性以及高热传导率的材料将磨损限制到可接受的程度，从而使该风险最小化，该风险还通过良好清洗的设计而降低。此外，机械支承件61位于距叶轮合并部分22(此处为叶片通道21)相对较大的距离处，使得机械支承件61周围的流场比例如在机械支撑的HeartMate II(美国伊利诺伊州芝加哥的Abbott公司)中更平顺。
在图3中，示出了类似于图1和图2的实施方式的横截面。然而，与图1和图2中的径向血泵1相比，径向血泵1不包括机械支承件61，而是包括磁性支承件62，从而使轴10保持在中心轴线101上。每个定子77、78包括围绕轴向流动路径放置的支承件线圈63和支承件传感器(未示出)。通过使用支承件线圈63和支承件传感器执行轴10(以及因此第一转子75和第二转子76)的径向位置控制。轴10的轴向定位是通过磁阻力来实现的。
在该示例中，马达线圈73和支承件线圈63结合到基本上悬浮型的马达的一个功能单元中。磁性支承件62以无接触的方式工作并且没有示出机械磨损。
图4示出了如图3中所示的类似设计，然而，其中磁性支承件线圈63和支承件磁体64与马达线圈73分离并且不同。在该实施方式中，径向悬浮以被动磁性(排斥磁体64)的方式实现。一个或多个控制线圈63以下述方式控制转子位置：作用在叶轮上的排斥支承件磁体的轴向磁力始终等于轴向推力，并且以最小的功率需求使转子悬浮。(零力控制)。所有附图中的附图标记是指功能相似或相同的器件，并且因此未对于每个附图重复。
图5至图9示出了具有封闭式叶轮2b设计的径向血泵1。只要没有另外明确提及，则应用来自先前附图的参考标记。泵部件的功能和特定布置已经在上面进行了说明，并且只要没有另外指示，就类似地应用于封闭式叶轮设计2a。
在图5中，示出了具有机械支承件61的径向血泵1。
图5示出了泵1的横截面图。
叶轮2是双抽吸封闭式叶轮2b，其中，叶轮2b的合并部分22位于叶轮2b的眼状部23中以及叶片通道21中。第一入口通道41与第二入口通道42之间的直线流动连接件105围绕旋转轴线104对中地定位。
在实施方式中，第一马达71布置在第一半部空间S1中，并且第二马达72布置在第二半部空间S2中。马达线圈73布置在由泵1的壳体3形成的相应第一定子77和第二定子78上。封闭式叶轮2b具有覆盖叶片20的两个护罩24。来自第一入口通道41和第二入口通道42的血液流动通过叶轮2b的眼状部23，并在叶轮2b的中央区域、合并部分22处混合。
叶轮2b、特别是叶轮2b的护罩24容纳有马达磁体74、75。
与开放式叶轮相比，封闭式叶轮2b是更效率的，并且允许辅助流动路径中的上马达和下马达区域周围的几乎相等的流量，即使在流入/流出不平衡的情况下也允许辅助流动路径中的上马达和下马达区域周围的几乎相等的流量。此外，与敞开的叶轮相比，护罩24在血液损坏方面是有益的。
图6示出了具有封闭式叶轮2b和磁性支承件62的径向血泵1的示意性横截面。
磁性支承件62包括支承件磁体64、支承件线圈63和支承件传感器(未示出)。在该实施方式中，径向悬浮以被动磁性(有吸引力的磁体)的方式实现。一个或多个控制线圈以下述方式控制转子位置：作用在叶轮上的吸引支承件磁体的轴向磁力始终等于轴向推力，并且以最小的功率需求使转子悬浮。(零力控制)。第一马达71和第二马达72的马达磁体74以及支承件磁体64均放置在叶轮2b的护罩24内。通过使用支承件线圈63和支承件传感器(未示出)实现了轴向位置控制。径向定位是被动实现的。
图7示出了具有与电动马达71、72(轴向悬浮型马达)合并的磁性支承件62的实施方式，其中支承件62(以及因此马达71、72)布置成使得叶轮2b的轴向位置可以有效控制，而叶轮2b的径向位置是被动实现的(磁阻力)。马达磁体74和支承件磁体64合并并且各自形成为单个磁体。
图8示出了具有与电动马达71、72(轴向悬浮型马达)合并的磁性支承件62的实施方式，其中支承件62(以及因此马达71、72)布置成使得叶轮2b的径向位置可以有效控制，而叶轮2b的轴向位置是被动实现的(磁阻力)。马达磁体74和支承件磁体64合并并且各自形成为单个磁体。
在图9中，示出了流动通过操作径向血泵1的血液的流动轮廓。所示的径向血泵1是具有封闭式叶轮2b的血泵。在该实施方式中未示出支承件。
箭头指示在箭头的位置处的泵1中的流动速度。
如可以看到的，在封闭式叶轮2b实施方式中的合并部分22在叶轮2b的中央区域中位于封闭式叶轮2b的眼状部23处和叶片通道20处。
因此，来自第一入口通道41和第二入口通道42的血流的合并在血液朝向出口通道51、52被输送之前和同时进行。这允许两个入口通道41、42之间的压力均衡，使得在泵1内维持对称力。在第一入口通道41与第二入口通道42之间存在许多直线连接件105，并且示例性地用虚线指示。直线连接件105允许在入口通道41、42之间的瞬时压力均衡。
图10示出了根据本发明的系统的一部分。径向血泵1连接至心脏205的相应血管200、201、202、203，并支持心脏205的方坦循环。泵1通过第一入口通道41连接至SVC 200，泵通过第二入口通道经由移植物206连接至IVC 201，泵1通过第一出口通道51连接至左肺动脉202，并且该泵通过第二出口通道52连接至右肺动脉203。
此外，在心脏205的心房与入口通道41、42中的一个入口通道之间布置有压差传感器11，此处入口通道41、42中的一个入口通道是径向血泵1的第二入口通道42。
然后将来自压力传感器11的数据用于调节泵1的泵速率。
这在图11中示出。将估计的压差300与所需的压差301相比较400。将对估计的压差300与所需的压差301之间的偏差402进行编译的信号提供至系统的控制器302。控制器302相应地调节泵速率401，使得所需压力301与估计压力300之间的偏差402最小化。在与处理器303进行比较之前，对压力传感器数据403进行处理以便提供适当的响应。这样，可以通过稳健和故障保护的方式控制心血管系统500中的血流200。
本发明提供了一种血泵1，特别是具有减小的空间需求以及具有稳健和故障保护操作的方坦泵。
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Claims (15)

1.一种径向血泵(1)，所述径向血泵(1)特别是心肺辅助装置，所述径向血泵用于支持人或动物心脏(205)中的血流(106)，所述径向血泵至少包括以下部件：
-第一入口通道(41)和第二入口通道(42)，
-第一出口通道(51、52)，
-第一电动马达(71)，所述第一电动马达包括第一定子(77)和第一内部转子(75)，其中，所述第一电动马达(71)构造成驱动叶轮(2、2a、2b)：
-所述叶轮(2、2a、2b)，所述叶轮(2、2a、2b)布置在所述第一入口通道(41)与所述第二入口通道(42)的相交部处，其中，所述叶轮(2、2a、2b)连接至所述第一内部转子(75)，并且所述叶轮(2、2a、2b)包括布置在所述相交部处的合并部分(22)，在所述相交部处，来自所述第一入口通道(41)的第一血流(106)与来自所述第二入口通道(42)的第二血流(107)进行合并，其中，所述叶轮(2、2a、2b)构造成将所述第一血流(106)和所述第二血流(107)从所述第一入口通道(41)和所述第二入口通道(42)经由所述合并部分(22)泵送至所述第一出口通道(51)，
-所述叶轮(2、2a、2b)包括的多个叶片(20)，其中，所述叶片(20)形成有叶片通道(21)，所述合并部分(22)包括所述叶片通道(21)，其中，每个叶片(20)布置且构造成使通过所述第一入口通道(41)和所述第二入口通道(42)进入的所述第一血流(106)和所述第二血流(107)朝向所述出口通道(51)泵送，
所述径向血泵的特征在于，
所述血泵(1)布置且构造成使得所述第一血流(106)和所述第二血流(107)在所述合并部分(22)处相遇，使得在来自第一血流(106)和第二血流(107)的血液被泵送至所述第一出口通道(51)之前，所述第一血流(106)与所述第二血流(107)之间的压差被减小。
2.根据权利要求1所述的径向血泵，其中，所述血泵(1)包括第二电动马达(72)，所述第二电动马达包括第二定子(78)和第二内部转子(76)，其中，所述第二内部转子(76)刚性地连接至所述第一内部转子(75)。
3.根据权利要求2所述的径向血泵，其中，所述第一电动马达(71)布置在第一半部空间(S1)中，所述第一半部空间从与所述叶轮(2、2a、2b)的旋转轴线(104)正交地延伸的平面(103)延伸且包括所述第一入口通道(41)，并且所述第二电动马达(72)布置在第二半部空间(S2)中，所述第二半部空间(S2)从所述平面(103)延伸且包括所述第二入口通道(42)。
4.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述叶轮(2、2a、2b)是双抽吸式叶轮，特别地，所述叶轮(2、2a、2b)是对称双抽吸式叶轮(2、2a、2b)。
5.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述叶轮(2b)是封闭双抽吸式叶轮(2b)，其中，所述叶轮(2b)包括至少部分地覆盖所述叶片(20)的第一护罩和第二护罩(24)，并且其中，所述合并部分(22)包括两个眼状部(23)，特别地，所述两个眼状部(23)各自的直径均大于2.5mm。
6.根据权利要求5所述的径向血泵，其中，所述第一电动马达(71)的所述第一内部转子(75)布置在所述第一护罩(24)上，并且特别地其中，所述第二电动马达(72)的所述第二内部转子(76)布置在所述第二护罩(24)上。
7.根据权利要求1至4中的一项所述的径向血泵，其中，所述叶轮(2)是开放式叶轮(2a)，其中，所述叶片(20)从沿着所述叶轮(2、2a)的所述旋转轴线(104)延伸的轴(10)突出，其中，所述轴(10)包含有所述第一电动马达(71)的所述第一内部转子(75)和/或所述第二电动马达(72)的所述第二内部转子(76)。
8.根据权利要求7所述的径向血泵，其中，所述第一电动马达(71)的所述第一内部转子(75)布置在所述轴(10)的位于第一半部空间(S1)中的第一部分上，所述第一半部空间(S1)从围绕所述叶轮(2、2a)的旋转轴线(104)径向地延伸的平面(103)延伸且包括所述第一入口通道(41)，并且其中，所述第二电动马达(72)的所述第二内部转子(76)布置在所述轴(10)的位于第二半部空间(S2)中的第二部分上，所述第二半部空间(S2)从围绕所述叶轮(2、2a)的所述旋转轴线(104)径向地延伸的所述平面(103)延伸且包括所述第二入口通道(42)。
9.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述第一入口通道(41)和所述第二入口通道(42)彼此相反地布置，并且其中所述叶片(20)构造成使得在所述第一入口通道(41)与所述第二入口通道(42)之间设置有通过所述叶轮(2、2a、2b)的所述叶片通道(21)和/或通过所述叶轮(2、2b)的所述眼状部(23)的直线流体通道(105)，使得在所述第一血流(106)和所述第二血流(107)的血液被泵送至所述第一出口通道(51)或所述第二出口通道(52)之前，所述第一血流(106)与所述第二血流(107)之间的压差被减小。
10.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述径向血泵(1)具有壳体(3)，所述壳体(3)包括所述第一定子(77)和/或所述第二定子(78)，所述壳体(3)至少封围以下部件：
a)叶轮(2、2a、2b)；
b)所述第一内部转子(75)和/或所述第二内部转子(76)；
其中，在整个所述血泵(1)中，所述壳体(3)的内壁部分(30)与所述部件之间的距离(8、9)为至少0.25mm，优选地，在整个所述血泵(1)中，所述壳体(3)的内壁部分(30)与所述部件之间的距离(8、9)为至少0.5mm。
11.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述血泵(1)包括有源磁性支承件(62)，特别地，所述血泵(1)包括悬浮型的第一马达(71)和/或第二马达(72)，或者其中，所述血泵(1)包括机械支承件(61)。
12.根据前述权利要求中的一项所述的径向血泵，其中，所述血泵(1)包括第二出口通道(52)，来自所述第一入口通道(41)和/或所述第二入口通道(42)的血液能够通过所述叶轮(2、2a、2b)泵送至所述第二出口通道(52)，特别地其中，所述第二出口通道(52)沿相对于所述叶轮(2、2a、2b)的切向方向布置。
13.一种具有根据前述权利要求中的一项所述的血泵(1)和用于电力传输的装置的系统，其中，所述系统还包括用于估计血液动力学信号(300)的传感器(11)和配置成根据所确定的所述血液动力学信号(300)来调节泵速率的控制器(300)，其中所述传感器(11)特别是压力传感器。
14.根据权利要求13所述的系统，其中，用于电力传输的所述装置配置成将所述电力无线地传输至所述血泵(1)，其中，所述电力传输装置包括电力接收器和电力收发器，其中，所述电力接收器电连接至所述血泵(1)，并且构造成用于向所述血泵(1)提供从所述电收发器传输至所述电接收器的电能。
15.一种使用根据权利要求13或14所述的系统根据血液动力学信号(300)来调节泵速率的方法，所述方法包括下述步骤：
-确定已经植入有所述径向血泵(1)的患者的至少一个血液动力学信号(300)；
-根据已确定的所述血液动力学信号(300)对用于所述第一输出通道(51)和/或第二输出通道(52)的所需泵输出速率进行确定；
-调节所述径向血泵(1)，使得实现所确定的泵输出速率。
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