CN1228140A - 电磁悬浮与旋转的离心泵设备及方法 - Google Patents

Abstract

一种用来抽送敏感生物流体的离心泵(10)的设备与方法，它包括(i)一整体叶轮和转子(21)，转子(21)由电磁铁(52，54)完全磁支撑与旋转，(ii)用于流体流动和盛装的泵壳与弓形通道(32，34，36)，(iii)无刷式驱动电机(40)，它嵌入泵壳并与其成一整体，(iv)电源，和(v)专门的电检测和控制算法——所有这些适当地结合在一起，提供有效、耐久和低维护性能的泵工作。一种特别设计的叶轮与泵壳提供了用来传输和输送通过泵流到泵输出端口的机构，它具有减小的流体湍流。

Description

电磁悬浮与旋转的离心泵设备及方法

发明背景

1．发明领域

本发明涉及磁支撑与旋转转动体，尤其涉及离心泵设备及方法，它们的盘状叶轮(impeller)以一种无接触方式受到电磁悬浮与旋转，叶轮的转速受到流体压强及叶轮定位算法的电子学方法控制与改变。

2．背景技术

以往的流体泵具有许多不同的类型与结构，所有类型与结构的流体泵基本上实现相同的最终结果，即，实现从一点到另一点的流体运动。所有的泵都有一类似特征，即利用泵工作所产生的真空，通过一管道将流体抽入泵内。除了真空的主要作用力之外，次要作用力如重力、叶轮惯性或现有管/管道流体压强也对流体流动有影响。泵机构的工作产生流体压强和/或流速，它们接着产生真空，通过泵入口端口将流体抽入泵内。来自入口端口的流体通过泵机构传输到整个泵内，接着泵机构将流体引至泵出口端口。

流体泵构造大部分通过配装变化而起作用。例如抽压两用泵利用往复运动来移动流体，而真空泵产生用来移动流体的真空。旋转轴流泵采用安装到转轴上的螺旋桨形叶片，以实现对流体的移动。喷射泵则采用一射汽抽气器，它进入泵内的窄室，产生一低压区，从而相应地产生一吸力，将流体从一入口端吸入该窄室内。虽然也可详细列举其它类泵，但是下文将对用于敏感流体如血液的流体泵作更具体的涉及，这些流体泵更适用于泵的大小与外形要求都很高的环境。

当然，旋转离心泵构造得更紧密且易适于抽送敏感流体。与仍有显著的压强提升(pressure rise)要求的许多普通工业应用相比，血流泵具有较低的流速运行特性。离心泵比轴流泵或其它设计更适于这些应用。这就导致了对用于本发明优选实施例的离心泵设计方案的使用。该泵包括几个固定到一叶轮上的肋或叶片，该叶轮的旋转力促使流体通过离心力流向转子外部。传统离心泵具有一轴固定(shaft-mounted)叶轮，该叶轮浸在流体中，这里，轴通过一密封轴承装置伸至一驱动机构。叶轮的回转叶片在转轴中央附近产生局部真空，相应地通过泵的入口吸入流体。一光滑的泵蜗壳被置于泵静止部件内，以确保所抽送的流体从叶轮出口平滑地流到泵出口通道。该蜗壳随着泵流退出泵叶轮而累积泵流，通过将流体动能(速度)转换为势能(压强或压差)来实现增大流体压强(压差)的功能。虽然离心泵并不需要使流体移动的瓣膜，但是泵的几何形状必须能使通过入口吸入的流体连续流过泵机构，并流至出口端，而无显著的内部流体泄漏或失效。

众所周知，这些现有技术的泵有些问题。例如，有许多资料证明，如传统离心泵中所构造的轴密封件在易受磨损、发生故障、甚至受某些流体腐蚀而导致泄漏问题方面早已人所共知。还有众所周知的问题即，用于某些流体的泵需要更仔细地设计根据，并要求有专门的抽送技术，以便避免流体变坏、污染及其它不希望出现的问题。例如，诸如腐蚀性流体(酸或苛性碱)之类的流体或诸如血液之类的敏感流体需要专门考虑以使密封件不漏，从而不会丧失流体的整体性；通过连续流通泵抽送诸如血液之类的敏感流体，要求有高可靠性且无损的轴承，以支撑旋转叶轮。现有技术的泵关于所需用来在其旋转时支撑叶轮的轴承存在非常大的问题。滚珠或其他滚动部件仅在这样一种情况下使用，即，通过轴密封件与敏感流体(血液)隔离且用非流动性(non-body)流体润滑的情况。在这种情况下，以上所述的所有问题都会出现。若传统的滚珠轴承或其他滚动部件轴承采用敏感流体作为润滑剂，则敏感流体的生命特征，例如血液中的红细胞在短期内因被置于轴承中滚动部件之间而受到破坏。用敏感流体润滑的止推轴承和径向流体膜轴承已应用于某些现有技术的泵中。这些已遭受到性能差和/或出现许多故障的结果，原因在于静止部件中旋转部件被卡住，从而产生血栓形成(凝血)，因溶血(高剪切力)及其他问题而破坏了敏感流体。流体膜轴承还无法提供关于瞬时泵压强和流速的任何信息，这些信息可用于电机的速度控制，以满足未来泵性能的生理需求。传统的滚珠轴承与流体膜止推轴承和径向轴承并不具有诸如血液泵这样的泵所要求的长期可靠性，其中必须避免流体停滞和高流体剪切应力。另外，滚珠轴承在用于抽送敏感流体时寿命有限，且经常必须用外部润滑液来润滑，这要求密封以盛装润滑液。运输与盛装轴承的润滑液增大了泵壳的整体尺寸，也因用来传输并冷却润滑液的额外的管道和机构增大了工作的复杂性，从而使泵设备在用来替代生物心脏起作用时不能植入体内。因此，具有轴和传统轴承的流体泵的较短寿命使它们不适于植入体腔内以长期替代生物心脏功能。

另外，血液的抽送尤其涉及公知的危险，这些危险通常与叶轮型血液泵的轴密封件相关，因为流体的封入受到滞流与过热的危险。再有，抽送象血液这样的敏感流体，要求仔细地考虑叶轮片和泵壳的几何形状。过度的机械运转和使血液变热会造成血液成份通过溶血和蛋白质变性而遭到破坏，这导致凝血和血栓形成。

避免泵工作对血液的破坏作用，最好通过生物心脏的功能来实现。生物心脏有两个基本功能，每一侧执行不同的抽送功能。生物心脏的右侧接收来自全身的血液，并将其抽送至肺；而生物心脏的左侧接收来自肺的血液，将其抽送至全身。生物心脏与心脏瓣膜一起的搏动以脉动、明显平滑和流动的方式提供脉动的血液抽送动作。生物心脏的血流(心输出量)主要由静脉回流调节，也称作泵前负荷。但是，由于疾病或意外事故，生物心脏功能可部分或全部丧失。所开发用来替代生物心脏功能的机械设备，在历史上其尺寸范围从最早心肺或泵供氧设备中的极大尺寸到其尺寸与功能极近似生物心脏尺寸与功能的最近设备。

除了完全替代心脏之外，其他机械设备的研制重点在于替代生物心脏的一部分功能，例如心脏辅助设备，它们辅助由疾病或其它破坏所削弱的出问题的左心室。对于生物心脏功能替代的主要考虑在于，无论部分替代还是全部替代，血液都必须以轻缓、低热和无破坏的方式在整个设备中抽送。例如，若由机械轴承支撑的泵叶轮与血液相接触，则轴承零件间的相对运动导致血液的过量机械运转，使血细胞破裂，引起溶血。另一种可损伤血液的机械作用是泵内有血液半滞流或血液回旋而没有充分血液交换的区域形成，从而产生与血液滞流等同的效果。血液滞流的结果常常是凝血(血栓形成)，这相应地导致血液完全停止流动。还有另一种可损伤血液的作用是因在血液流过泵时泵或其他抽送机构的侧壁摩擦产生的过热。具体地说，由泵的内部几何形状的角度突变所引起的侧壁摩擦要求血液随后在方向上突变，从而产生血液的过度机械运转，这引起血细胞破裂或血小板活化，相应产生溶血和血栓形成。再一个能破坏血液的作用由低效泵工作造成，由此使大部分供给泵的能量变成热释放到血液中，其通过过热和凝血而破坏了血液。特别是由于血白蛋白在42摄氏度时变性，所以引起血液过热的低效泵工作将产生极其严重且威胁生命的情况。

前述滞流、粗糙的泵几何形状、湍流和/或加热的情况，将使血小板活化和/或破坏携氧的红细胞。破坏血液带来一连串反应，即，形成血栓，有可能阻塞血管，使血液营养的组织缺少养分和引起严重且威胁生命的情况。早已通过把柔性隔膜和软管用在滚柱泵(roller pump)中来大量尝试避免涉及抽送血液的前述问题。但是，已知隔膜和/或管材的连续弯折能改变材料的血液接触特性，导致材料疲劳、柔性材料的内壁出现移动的碎片和通过这些碎片带入血液中的栓塞物。

除了上述抽送血液的条件需求之外，叶轮的转速对敏感血管的稳定性与结构有巨大影响。不受泵前负荷压强调节的叶轮的旋转工作，将在泵入口端之前的敏感血管中引发心房负压，其中当叶轮的旋转超出血管壁的强度时血管破裂。现有技术的抽送设备并未提供适当集中的控制以保证对叶轮转速的快速调整不会产生负作用。

Kletschka’005(U.S.专利No.5,055.005)公开了一种由对向流体(opposing fluid)悬浮起的流体泵。仅通过对向流体稳定叶轮并不足以将叶轮维持在泵壳内精确的位置上，而且高压流体喷射使血液遭受到由血液的机械运转所引起的前述凝血结果。

Kletschka’877(U.S.专利No.5,195.877)公开了一种具有磁悬浮叶轮的流体泵，它采用了由一磁悬浮转子所环绕的刚性固定轴，该转子用作流体的叶轮。本发明的轴引入了对于轴与旋转叶轮结合点处的液压轴承和密封件的需要，该结合点使血液或其他敏感流体在轴承区承受热和滞流。

25年以来，本领域的技术人员一直在研究用作全人工心脏的泵并试验性地将其植入动物体内。这些研究已提供了血液泵设备相对效果的有用资料。可对这些泵分类为产生脉动流或非脉动流。产生脉动流体运动的泵(正向位移泵)更近似如生物心脏所提供的流体运动。至今的资料仍未确定是否需要脉动的流体运动来提供必要的生理益处，或是否脉动的流体运动主要归因于心肌的非旋转特性。多数脉动泵普遍需要瓣膜(vaive)(机械的或组织)，它们存在内在的机械问题和局限条件。

虽然在现有技术的非脉动泵中不需要瓣膜系统，但是非脉动泵需要穿过各种轴承与密封件的旋转轴。这些轴产生血液滞流、污染和不希望的热情况这些固有问题，从而难以用这类泵来长期替代生物心脏功能。更早期的现有技术旋转非脉动系统被安装在体外，用作短期的心脏辅助设备，取得了一定的成功经验。

一种血液抽送设备是全人工心脏。该全人工心脏已作为病理、不可修补心室的永久替代物而用于五个病人；而且作为心脏移植的暂时搭桥而用于300个病人。全人工心脏的最长支持时间已达795日。其他的血液泵设备，例如心脏辅助设备已被用于在心脏外科手术过程中不能脱离心肺转流的病人，或用于其仅有一个心室出现问题的病人。这种生物心脏功能极普通的机械替代物是通过一心室辅助设备进行心脏移植的暂时搭桥，1250个以上的病人已接受了这种暂时的心室辅助设备。

历史上，血液抽送设备已出现许多问题。例如，往复运动的抽吸机构(隔膜)全人工心脏，已由气体(气动系统)、流体(液压系统)、电气(电机、电磁线圈等)和骨骼肌激励。能源及相关的转换系统具有增大整个系统高复杂性的附加部件，从而产生整体的不可靠性。而且全人工心脏的现有技术系统其大小对于病人的活动度有极大的限制，无助于接受者的生活质量。另一种现有技术设备并不能完全满足的约束因素是能量转换系统的过大尺寸与复杂性，以及整个泵的设计超出了有效解剖空间。另外，这些现有技术往复运动系统中的大多数都表现出极大的(ⅰ)噪声特性(ⅱ)振动和(ⅲ)反作用(推力)水平。

现有技术旋转泵的许多问题已由本领域的那些技术人员建议通过能够满足抽吸敏感流体(如血液)的上述要求的泵配装件来解决。这些泵配装件能够通过以下方式实现，即用位于叶轮与壳体上的电磁铁支撑叶轮，从而使叶轮在无轴无密封件或无润滑系统的情况下旋转。但要求在某个轴中有额外的可调节支撑或力来实现稳定的悬浮。这是基于Earnshaw理论，该理论是指只包含永磁体的悬浮系统不会稳定。但是，自动控制的电磁铁可用来关于所有运动自由度稳定和支撑一目标物。因此，通过计算过的定位控制，电磁铁可提供稳定地悬浮一目标物(或在离心流体泵情况下的叶轮)。在磁支撑叶轮方面所耗费的仅有能量是用来稳定和旋转叶轮的电磁能。用于叶轮悬浮和旋转的电磁铁，建立了稳定而有效的泵工作。

在过去的十年间，现有技术专利已公开了磁悬浮与旋转的转子，它们已表现出一点成功。这些现有技术的结构利用部分磁悬浮来减少对血液的危害。虽然现有技术的磁悬浮设备成功地减少了旋转轴的某些摩擦危害，但是现有技术设备仍因尺寸、复杂性而不能进行全心脏替代物的植入，它们还缺少最佳的叶轮定位、位置检测和速度控制。这些现有技术发明的过度尺寸和在维持精确叶轮定位与速度方面的难度主要归因于叶轮的几何构造，它为圆柱形、球形、或者要不然实际主要为三维立体形。

鉴于前述问题，在本领域应有一巨大进步，以改进磁悬浮与旋转离心抽吸设备，从而能减小尺寸，增大叶轮定位与速度控制方面的精度。在本领域还应有一进步，以提供一种离心抽吸设备，其没有轴、滚动部件或流体膜轴承、机械密封件或物理近距离传感器，从而便于产生一种全集成泵方案，其没有机械接触、磨损、因流体轴承卡住而发生的故障，也不发生血栓形成或剪切破坏。本领域还应有另一进步，以提供一种离心抽吸设备，这种设备的叶轮与泵壳的几何形状便于提供有效、低湍流传输流体流过的泵机构，该泵机构包括泵输出端口。再有，本领域应有一进步，以提供一种通用离心抽吸设备，这种设备能在脉动或非脉动方式下工作。

发明目的与概述

本发明的主要目的在于提供对用于敏感流体的旋转离心流体泵的改进。

本发明的另一目的在于提供对采用有效无接触电磁轴承和有效电机的流体泵的改进。

本发明的又一目的在于提供一种尺寸较小巧的离心抽送设备，它能够进行解剖植入。

本发明的再一目的在于提供一种离心抽送设备与方法，它们能实现长的产品寿命，并只需最少的维持。

本发明的另外一个目的在于提供对用于部分或全心脏功能替代的离心流体泵的改进。

本发明还一个目的在于提供一种离心抽送设备与方法，它们的泵设计方案几何形状向流过泵的敏感流体提供有效且低湍流的传输与输出，其包括在出口端以外的低湍流输出端。

本发明的另一目的在于提供一种离心抽送设备与方法，通过它们，借助流体压强与定位算法来电控和改变流体压强及流体输出量。

本发明的又一目的在于提供一种离心抽送设备与方法，它能在脉动或非脉动方式下工作。

本发明的再一目的在于提供一种离心抽送设备与方法，该设备适于作为心室辅助设备或配对以提供全心脏替代。

上述目的以及其他并未具体列举的目的，通过一种用于抽吸敏感生物流体的离心流体泵的设备与方法得以实现，其包括(ⅰ)一整体叶轮和转子，该转子整个由整体电磁轴承支撑，由一整体电机旋转，(ⅱ)一泵壳和用于使流体流动且盛装流体的弓形通道，(ⅲ)一无刷式驱动电机，它嵌入泵壳中并与其相结合，(ⅳ)电源，和(ⅴ)用一自检测方法和生理控制算法专门电检测叶轮位置、速度或加速度的装置，该生理控制算法顾及基于从电磁轴承电流与电机反电势输入的电机速度与泵性能，所有这些适当地结合在一起，以提供有效、耐久和低维护性能的泵工作。一种特殊设计的叶轮与泵壳，提供用来传输和输送通过泵流到泵输出端的流体的机构，具有减小的流体湍流。

根据以下的描述，本发明的这些及其他目的与特征将变得很明显，在以下的描述中，结合附图和所附的如权利要求书描述了本发明的优选实施例及其他实施例。

附图简述

由以下结合附图详细进行的描述中，本发明的上述及其他目的、特征和优点将变得更明显，在附图中：

图1是本发明的磁支撑与旋转抽送设备的透视图；

图2表示完全支撑于电磁轴承内并由本发明的电机旋转的抽送设备的分解侧视图；

图3是图1沿线3-3所取的断面图；

图4A是图3沿线A所取的平面图；

图4B是图3沿线A所取的断面图；

图5A是图3沿线B所取的平面图；

图5B是图3沿线B所取的断面图；

图6A是图3沿线C所取的平面图；

图6B是图3沿线C所取的断面图；

图7A是图3沿线D所取的平面图；

图7B是图3沿线D所取的断面图；

图8是图1泵叶轮与泵壳的局部放大断面图；

图9是为清楚起见以半透明形式表示本发明的泵叶轮的透视图；

图10是沿图9中线A-A所取的泵叶轮的断面图；

图11是沿图9中线B-B所取的泵叶轮的主视图，它的覆环(shroud)组件已去除；

图12A表示本发明所述磁悬浮泵叶轮的磁部件局部断面图；

图12B表示本发明所述磁部件及磁悬浮泵叶轮二者的断面图，标识出泵的断面尺寸；

图12C表示本发明所述磁悬浮泵叶轮的局部断面图；

图13表示本发明泵的坐标系与六方向磁驱动的符号；

图14表示八个U型电磁铁的环形阵列，它们用来在叶轮的一面形成一止推/力矩轴承结构；

图15A表示四个U型电磁铁的环形阵列平面图，它们用来在泵中定子上形成一径向/止推轴承结构；

图15B表示四个U型电磁铁的环形阵列断面图，它们用来在泵中定子上形成一径向/止推轴承结构；

图16A表示一些电子线路，它们用来电反馈控制定子间隙区内的叶轮位置；

图16B表示图16B中电子线路的进一步细节，这些电子线路用来电反馈控制定子间隙区内的叶轮位置；

图17说明来自本发明自检测部分的电子滤波器，这些滤波器提取流体间隙尺寸信息，而去除了电源电压、开关频率、占空度变化和电或磁噪声的影响；

图18描绘了通过图17滤波器的信号图表；

图19表示一积分电路的原理图，其增益受被指向所估算间隙的模拟倍增器控制；

图20表示一生理电子反馈控制电路的原理图，它基于电机的电流与速度；

图21表示一生理电子反馈控制电路的原理图，它基于轴承电流；和

图22表示一生理电子反馈控制电路，它用来调节电机相对于前负荷与后负荷信号的速度。

详细描述

现在将参见附图，图中将对本发明的各部件给出数字标记，且其中将讨论本发明，以便使本领域的技术人员能够制造和使用本发明。应当理解，以下的描述仅是例举说明本发明的原理，而不应视作限制了所附如权利要求书的范围。

总述

具有完全支撑于电磁轴承中且由一电机旋转的叶轮的旋转离心泵，其基本原理是防止血液或其它敏感流体因以下情况而破坏：(1)过热，(2)滞流，和(3)由湍流或流体的机械运转所引起的凝血或流体不稳定性，湍流或流体的机械运转归因于粗糙的泵设计。另外，本发明的设备尺寸在用于全生物心脏替代或心室辅助时能固定安装到有效的解剖空间内。

为适于作为血液泵，该泵必须能充分满足用于全心脏替代的一个心室或双心室辅助设备的生理灌注需求。作为全心脏替代设备，该泵必须具有足够小的尺寸与质量，以便能植入有效解剖空间内而不会因过大的设备重量对解剖产生任何负作用。此外，本发明的盘样形状的叶轮可显著地减小抽送设备的尺寸与复杂性。本发明的抽送设备可单独用作一个心室辅助设备，它能辅助或替代部分心脏功能，或者可用一对这样的设备，它们结合起来完成全心脏机械替代。全机械心脏替代下两个设备的组合尺寸接近生物心脏的尺寸，从而能植入现有的解剖空间内。

本发明的叶轮完全悬浮和包容在其泵壳内，从而在泵叶轮与泵的任何其它部分之间形成无接触工作。该泵叶轮悬浮在电磁轴承内。电机旋转泵叶轮，以执行抽送流体的功能并调整叶轮相对于泵壳的位置。引人注目的轴、滚珠轴承、轴密封件或其他污染源的缺少能显著地延长本发明抽送设备的产品寿命，从而使长期的生物心脏替代成为可能。

泵叶轮绕轴旋转，“轴向方向”一词在此用来指代与泵叶轮旋转轴平行的方向。“径向方向”一词在此用来指代与轴向方向垂直的方向。本发明包括许多电磁轴承，电磁轴承含磁性和其他材料，它们由绕在轴承磁部件周围线圈的电流激励，产生轴向力与径向力。要求以一适当结构设置于叶轮周围的大量磁轴承能使叶轮在泵工作时位于中央，使叶轮避免在旋转与静止部件之间与它们相接触。这种无接触工作使轴承工作起来无磨损或摩擦损耗。

本发明的叶轮位置与转速由专门的算法所控制，这些算法检测流体压强和泵壳内泵叶轮的6坐标方位，相应地调整转速和/或叶轮位置，从而提供了生理控制的全集成系统。将叶轮转速调整得对应于泵前负荷压强(入口压强)和/或出口压强时的流体压强，以满足提高或降低的泵流速或压强提升的机体需求。

本发明抽送设备的几何尺寸，使流体运动能在整个泵机构内以平滑、无湍流和低热的方式进行。叶轮的旋转使得流体通过特殊曲线形状的叶轮片作离心运动，这种叶轮片从盘形叶轮的中心发散并伸向叶轮的外部，同时在叶轮的旋转轴附近的区域产生局部真空，将额外的流体吸入入口端。血液或其他敏感流体不会因回流的流体沿叶轮侧面流动而滞流于抽送设备的任何位置，叶轮的侧面使流体回流至叶轮中心而不会有来自滞流室(pockets)、轴承或密封件的流动干扰。重要之处在于，泵壳的几何形状、叶轮片、出口端和本发明抽送设备的所有其他方面如此设计，以使敏感流体免遭其他由流体的滞流、过热、湍流和过度机械运转所引起的破坏。使流体在整个抽送设备内受到传输，而不会有流动的突变角度改道。将泵壳的构造设计成有一螺旋蜗壳曲线，以便遍布整个泵壳的相同曲线斜度(slope)使流体能被传输到泵壳内，而不会有方向的纯角度陡变，也不会有因来自泵侧壁的摩擦而产生的热摩擦与能耗的净增大。

本发明抽送设备的另一重要特征是能在脉动或非脉动模式下工作。叶轮转速的周期性变化会导致泵工作于脉动模式，这更近似于生物心脏的抽送动作，而均匀的叶轮转速使泵工作于非脉动模式。从脉动到非脉动的工作模式变化或反之都通过改变泵工作设置来实现，从而避免了在把来自脉动或非脉动的变化确定为优选工作模式时产生与替代全部抽送设备有关的伤害。

优选实施例

参见图1，本发明的磁悬浮与旋转离心泵装置概括表示为结构10。结构10包括第一泵壳之半12和第二泵壳之半14，它们与真空密封件28一起，形成用于包围其余泵部件的封闭部分，下文将详细描述其余部件。电子控制器与电池或其他工作电源虽然对工作来说是必需的，但图中未表示。结构10由一个或多个泵入口管道构成，由图1所示一个入口管道19构成本优选实施例。泵入口管道19整压制成，整体构成第一泵壳之半12，它包括通孔20，该通孔20限制流入泵结构10流体的容量。流体经泵入口管道1 9流入泵结构10，泵入口管道19通过流入口通孔20约束流体的容量与传输，使流体流至接近泵结构10轴向中央部分的区域。出口管道15位于与结构10外径成切线之外，它由第一泵壳之半12与第二泵壳之半14结合形成，其壳壁形成泵出口通孔16，并由真空密封件28密封。

图2表示本发明的磁支撑与旋转泵装置的分解侧视图。该分解侧视图示出泵入口19、第一泵壳之半12、轴承靶(bearingtarget)100、叶轮覆环104、叶轮毂108、叶轮入口112、叶轮片116、电机转子120、出口管道15和泵出口通孔16。图2中亦示出组合式轴向推力与力矩轴承壳体124和组合式径向与轴向推力轴承壳体126。

参见图3，螺旋蜗壳式引出端(exit)18由第一泵壳之半12与第二泵壳之半14相结合而形成，并由真空密封件28密封。重要之处在于，本发明的对数螺旋蜗壳式引出端18采用一螺旋蜗壳曲线结构，可消除流体在从叶轮向出口管道15传输的过程中其流动方向发生急转或生硬改变，从而避免了如前文所述的对敏感流体的破坏。用真空密封件28密封的第一泵壳之半12与第二泵壳之半14的结合物还形成为内部叶轮21与叶轮室27a、27b、27c、27d用的外壳(见图9)，下文将详细描述这一点。流体经第一回流室32和第二回流室34完全在叶轮21周围流动。

图4A示出图3中部分A的平面图。部分A是第二泵(或结构10)壳对拼部分14的一部分。图4B示出第二泵壳之半14的部分A的断面图。该结构中的绕组54清晰可见并能构成泵10的这一部分。图4A与4B中还示出锥形磁极面51。

图5A与5B类似地表示泵10的一部分，但图5A示出第一泵壳之半12部分B(见图3)的平面图，图5B示出图3中部分B的断面图。图中示出绕组(或控制线圈)52和偏置线圈53，本领域的普通技术人员能将它们构成泵10。

图6A以平面图形式示出图3的部分C，表示电机40的定子80，类似地，图6B以断面形式示出部分C，表示绕组84。下文将更详细描述电机40。

图7A以平面图形式示出图3的部分D，表示电机40的转子或叶轮21部分，并表示转子上永磁体92的分布。永磁体92成弓形分布，交替为N极91、S极93、N极91、S极93等等，直到完成图7A中所示的环形分布为止。图7B以断面形式示出部分D，表示转子21。下文将更详细描述转子21。

图8是图1中泵叶轮和壳体放大的局部断面图。图8把焦点集中在图3所示断面的一部分上，并能在图3以上讨论的过程中被涉及，使相对于图3所公开的详细内容更清楚。

泵叶轮21由图9所示的两个或更多个叶轮片26a、26b、26c和26d构成，对于优选实施例来说，由四组叶轮片26a、26b、26c和26d，26a、26b、26c和26db，26a、26b、26c和26dc以及26a、26b、26c和26dd构成。每组叶轮片26a、26b、26c和26d固定在叶轮覆环22与叶轮毂24之间，从而形成叶轮室27a、27b、27c和27d。每组叶轮片26a、26b、26c和26d,26a、26b、26c和26db,26a、26b、26c和26dc以及26a、26b、26c和26dd分别对应于叶轮室27a、27b、27c以及27d。

参见图9、10和11，叶轮片26a、26b、26c和26d由螺旋弯曲部分构成，以使叶轮21的旋转带动叶轮片26a、26b、26c和26d与待抽送的流体相接触，从而使流体沿径向流向螺旋蜗壳式引出端18(见图3)。叶轮21的旋转将流体从结构10的轴向中央部分区域处向螺旋蜗壳式引出端18离心运送，相应地在叶轮入口30区域处产生局部真空，通过入口管道19(图1)抽入另外的流体。具体地说，如图11所示，将叶轮设计成使从入口到出口的流动矢量能平滑过渡。这一点在一个特别的实施例中实现，该实施例是叶片角度在入口处叶片的基部A为17°。叶片角度逐渐减小，在入口处叶片的顶部B为11°。因此叶片在入口附近轴向方向上并不是直的。叶片逐渐过渡到在轴向方向上变直，叶片中点C附近处为37°角。该37°角保持到引出端点D。所有的叶片角度都是叶片相对于以叶轮21中心点为中心圆环切线的内切角。参见图2，泵蜗壳(pump volute)位于泵静止部件(stationary component)内，以提供被抽送流体以较高的速度从叶轮泄放平滑流入泵引出端通道，在泵引出端通道内，流体在从泵中排出之前流速放慢。蜗壳通过将流体动能(速度)转换为势能(压强或压差)来增大流体压强(压差)。

在一个特定实施例中，叶轮21周围的间隙保持在0.030”，使得能对其表面进行彻底清洗。间隙通道(clearance passages)中流动方向上的任何变化都通过使曲率半径最大而产生，以便保持层流(floW laminar)。

再次参见图3与8，在一实施例中，一部分由叶轮21抽送的流体从螺旋蜗壳18附近的高压区沿叶轮21的两侧返回，流经第一叶轮回流室32和第二叶轮回流室34，随之反向流至叶轮入口30附近的低压区。沿第二叶轮回流室34回流的流体还流过叶轮回流口36，从而用来使内部压强相等。叶轮回流室32和34的宽度通过精确平衡主流体流与反向流体流而计算得到，以使流体既不滞留在泵内，也不产生不必要的低效。

通过电磁轴承设备52与54将泵叶轮21悬浮在其泵壳内。电磁轴承设备52的优选实施例控制叶轮21的轴向推力和旋转力矩相对于轴向位置和角位移的结合量，而电磁轴承设备54控制轴向推力和轴向位置的结合，它与设备52相结合，一起控制叶轮21上的径向力与位置。叶轮21的全电磁悬浮与电机的旋转提供无接触工作，该工作可延长产品的整体寿命，提高产品的可靠性，避免如前文所述对敏感流体的破坏。电磁轴承设备52与54提供必要的轴向、径向以及力矩控制力，以对抗因流体力、电机力、叶轮回转作用、重力负载、加速度力以及其它易发生的力而施加的轴向与径向力以及所施加的力矩。

如上所述，图6A与6B表示电机40电机转子80的平面图与断面图。电机40为3相无刷电机，它提供电磁力以起动和旋转泵叶轮或转子21。如图7A与7B所示，电机40包括永磁转子21，在离心或混流泵的毂中嵌有永磁体92。将永磁体92制成楔形并排布成一环形转子。排布永磁体92以使永磁体的磁化使转子周围交替产生N与S极性。参见图6A与6B，电机定子80的绕组84由来自电子控制器的电流激励。该定子结构产生一磁场，该磁场与永磁体92相互配合，在转子21上产生转矩。

虽然电机定子80可根据转矩、速度和轴承要求按至少三种配置得以悬浮，但是图6A与6B的配置示出电机定子的无铁心构造；定子80没有磁饱和材料，因而使电机所产生的推力最小。如图6A所示，把导线84绕在一分开的固定物上，并用环氧树脂或类似材料将其固定安装在转子80上。

上述配置符合离心或混流医用工具泵的唯一准则，如背景技术部分中所述的那样，这是必需的。在转子中使用永磁体使得电机的转子与定子之间无机械接触。电磁轴承设备52与54使转子/叶轮21能旋转而与定子80完全不接触。电机的外形尺寸符合以下条件，即，使电机能在一有效方式下驱动泵，同时在磁通间隙中产生层流而使血液的滞流最小。这是通过保持弯折半径较大来实现的。

图12A、12B与12C示出磁悬浮叶轮一个实施例的布置图。每个图表示同一实施例的不同方面。图12A仅示出泵的磁部件。电磁铁52、54固定于定子(非旋转部件)上，而磁靶92位于叶轮(旋转部件)上。图12C仅示出泵壳或定子所包围的叶轮21，强调流动路径32、34和36。图中没有明显的轴(distinctshaft)：叶轮受到轴承并直接受到电机起动，从而减小了叶轮周围再循环路径的长度与复杂性，使该设备极紧凑。图12b示出泵更详细的断面图。图中给出图线120与121，以便简化对泵比例尺的理解。在一个实施例中，图线120约为三英寸长。图线121与图线121成比例。虽然其他长度也适合于图线120与121，但一般使本发明能按比例安装到一位病人的肋护架(rib cage)中，该病人的胸部内植有泵设备，用以辅助心脏工作。当把这种泵用于其他应用领域时，其比例可不同于优选实施例的比例。

图13示出用来在所需的六个方向上限定叶轮21磁激励的坐标系：三个平移量(X、Y、Z)和三个旋转量(φ、ψ、θ)。所有三个直线位移(X、Y、Z)与两个旋转量(绕两轴的俯仰运动)(φ、ψ)都被磁力保持在相对于定子近乎固定于空间。最后一个绕Z轴的旋转激励量(θ)由电机来完成。

在一优选实施例中，磁轴承按两部分构成：1)推力/力矩结构和2)径向/推力结构。首先，如图14所示，推力/力矩轴承结构为八个U型电磁铁的环形阵列，八个U型电磁铁朝向叶轮入口面。虽然许多结构可用来形成四象限激励器，但在本实施例中，将八个线圈与激励线圈用在一起，并成对绕制它们，以便实现四象限控制。这就提供以轴向激励(Z)与俯仰力矩(φ、ψ)的结合。通过把等线圈电流施加在所有的线圈上，产生推力(Z)，以便电磁轴承中的每个磁极都能将相同的力作用于靶上。通过将不同的线圈电流施加到叶轮中心线上下相对线圈中的线圈上，产生俯仰角激励力(力矩)(φ角位移)；而通过将不同的线圈电流施加到叶轮的左右线圈上，产生另一种俯仰角激励力(力矩)(ψ角位移)。电子控制器的作用在于确定必需用什么样的电流组合来控制这些轴。

其次，类似图4A与5A，图15A示出径向/推力和推力/力矩轴承结构的平面图。径向/推力轴承包括四个U型物(包括八个极面，301-308)。推力/力矩轴承的八个极面示为309-316。图15B示出叶轮21的侧视图，表示一靶208，它是径向/推力轴承靶，具有一锥形磁面(亦用208详细示于图7B中)。图15B还示出另一靶100，它是推力/力矩轴承靶。该磁轴承结构可在轴向方向(Z)、径向方向(X、Y)以及角位移方向(φ、ψ)上施加控制力。这两种磁轴承结构——推力/力矩与径向/推力结构，可提供八个独立的电磁线圈电流，并由它们产生所需用来保持叶轮对中且受控的必要电磁力与力矩。

本实施例中U型电磁铁的工作通过采用一偏流得以简化和强化。该偏流用在所有的线圈中，但在轴承结构与轴承结构之间有所不同。该偏流使轴承能在有控制线圈电流时在稳态偏流范围内以线性方式工作。而且，该偏流使可提供轴承结构的基本动态力发生能力。在这种应用中，大偏流会产生高放热现象，这并不希望用于人类敏感流体如血液中。因而，采用小偏流来减少放热。

在本发明中设置一种电子控制器，以自动调整电磁轴承设备52和54中的激励轴承线圈电流，而电磁轴承设备52和54又调整电磁轴承响应于外加力与力矩而施加在旋转叶轮21上的控制力与力矩。向这种电子控制器连续提供一电信号，该电信号与工作过程中泵壳内部有效间隙空间内叶轮的位置、速度或加速度有关，或与位置、速度和加速度三者都有关。本发明还提供了启动磁轴承中电磁激励器所必须的开关或直流功放以及电源。

图16A与16B表示电子线路的实施例，这些电子线路用来电反馈控制定子间隙区内部的叶轮位置。由电阻、电容、放大器等组成的电子线路相结合，利用比例-积分-微分控制方法或其他线性控制算法如状态空间法、mu综合法、线性参数变换控制法、以及非线性控制算法如滑动模式(sliding mode)控制法来控制叶轮的动态性能。特定控制算法用来考虑刚体回转力、流体密度(stiffness)、阻尼和惯性，它们的大小取决于叶轮位置、旋转速率、压强增大和流速。在一个实施例中，利用表面安装技术、超大规模集成(LLSI)电路设计和其他手段使实际电路小型化。

在这里所示的实施例中，控制算法产生八个线圈电流，并由它们控制三个位移(X、Y、Z)和两个角位移(φ、ψ)。该控制算法设计具有增强性，以计及作用于叶轮上力的不可测性，如流体密度、阻尼与惯性、回转作用、磁力等等。这些控制算法通过一个专用微处理器完成，它带有可调参变量执行程序，用以考虑从儿童到成人的不同大小人不同应用的不同生理需求。

将功放用于本发明中，以产生如由电控制器输出电压所确定的电磁轴承用的理想线圈电流。在本设备中采用了开关放大器的一个实施例，它在比泵叶轮旋转频率高出很多的频率下动作，使电压切断或接通，采用该开关放大器的原因在于，功放的效率极高，其效率范围为85％-99％。电源电路由具有相关电阻值和电感值的磁线圈、电阻、电容和半导体器件组成。采用低阻值导线实现这些线圈。

将这些电源电路设计成能再生——即，磁轴承使能功率在磁线圈电感器至电容之间来回移动，使得由于低线圈电阻值而产生唯一的损耗(欧姆损耗)。存在于磁线圈电路中的高功率是额定功率容量的一小部分；被定义为电源电压的额定功率容量调节线圈中平均开关电流的时间。具有这些低功率开关放大器和再生线圈电源电路，就能使血液中不期望有的发热保持在最小。

本发明用来通过以下一项产生与旋转叶轮的位置、速度或加速度有关的电子信号：(ⅰ)诸如涡流、感应、光学、电容或其他方法的物理设备；或(ⅱ)提供给磁轴承中激励线圈的电流与电压波形的组合物。在泵壳与旋转叶轮之间间隙附近的泵壳中放有一物理传感器设备的情况下，从信号调节(conditioning)电子设备和用来将信号输入磁轴承电子控制器中的导线获得电子位置、速度或加速度信号。

在自检测(self-sensing)信号的情况下，信号调节用来在没有物理设备的情况下确定旋转叶轮的位置、速度或加速度，这使电磁激励器与电子控制器之间导线路径中所需导线的数目最小。

本发明检测功能的优选实施例为自检测结构。这种自检测结构避免在定子中采用物理传感器，使泵的尺寸最小，并使工作所需的导线数目最小。在图16A与16B所示的一个实施例中，位置检测通过检测几个电磁线圈的电压与电流开关波形(采用上述开关功放)来完成。每个线圈由具有高(KHz范围)载波频率的开关功放驱动。最终的电流波形——一种为图18所示，是较低频率指令波形(产生对叶轮定位的必要控制力)和归因于高频载波的高频三角波形的组合。该指令波形的幅值(大小)是电路电感(因磁轴承中的磁材料特性和流体间隙产生的综合电感)、开关频率、电源电压、以及开关放大器的占空度(用于放大器中以产生所需控制力的“开”“关”电压比)的函数。

图17表示电子滤波器的实施例，这些电子滤波器设置在本发明的自检测部分中，用以提取流体间隙的大小信息，而去除电源电压、开关频率、占空度变化和电或磁噪声的影响。一种参数估算法用来解调信号和确定流体间隙(fluid gap)尺寸。这里使用了滤波器包络的一个实施例，它包括以下部分：高通滤波器，用来去除偏流；精密整流器，用来将波形严格限定在正；和低通滤波器，用来去除剩余信号中的变量。图17所示的实施例给出了一种低噪声传感器，它具有高带宽，适于对流体间隙的尺寸进行自检测信号测定。

图18表示随着信号通过滤波器，信号波形的顺序：180处的图线表示电源线圈电压；182处的图线表示一典型激励线圈电流波形；184处的图线表示从积分器(图19中有所详述)输出的电流信号，它去除了因控制外加的力和力矩而在线圈电流中产生的变化；186处的图线表示对184信号整流后的信号；188处的图线表示用一低通电子滤波器抽取的186信号的时间平均值。

图19表示减去因控制外加力和力矩而在线圈电流中产生的变化的电路。将其表示为负反馈电路的优选实施例，它包括一积分器，该积分器的增益由一指向估算间隙的模拟倍增器控制。该反馈电路包括比例一积分装置，在该装置中，把所估算的位移和所估算位移的积分值结合起来，以形成负反馈信号，然后使其与原始信号波形作比较，以提供与叶轮位移成比例的理想电流波形。

将泵用于敏感应用，经常需要调整例如在生理条件有显著改变的人工心脏中的流速和压强提升。例如，机体可能正在休息或睡眠，这时有一较低的所需流速与压强提升，而若机体处于运动状态，如步行，则需要更高的流速与压强提升。在本发明中，调整流速与压强提升的主要方法是通过改变电机的速度。在生理应用中，将泵入口压强称作前负荷，而将泵出口压强称作后负荷。

生理控制器的第二实施例采用了一种间接测量法，该方法测量从泵入口到泵出口的压强提升(即，Pout-Pin)。在一给定流速下，整个泵内压强的变化显示出病人循环系统内全身阻力的变化。众所周知，全身阻力的变化是人体内增大的躯体活动量的一种指示。因而，把对从出口到入口压差的测量值用作生理控制器的根据。

可通过以下两种方法间接测量从入口到出口压差的测量值：(1)测量电机电流和泵速，或(2)测量轴承电流，或它们的某种组合。

间接测量压强的第一种方法采用了电机电流和泵速的测量值。将这些测量值用于电子控制器中，以根据电存储于该控制器中的公式和/或表来推导出压强。电流、速度和压强提升之间的关系于运算之前已被表征和校准，为控制器提供了根据。实现该控制器的方框图示于图20中。

间接测量压强提升的第二种方法采用了磁轴承电流。众所周知，激励磁轴承中的电流与转子上的力直接相关。从泵出口到入口的压强差可直接从因压差而产生的叶轮上合成净力推导得到。因此，该轴承电流可用于电子控制器中，以推导出从泵出口到入口的压差。实现该控制器的方框图示于图21中。

图22表示生理电子反馈控制电路的另一实施例，该电路设置于本发明中，用以相对于前负荷和后负荷信号来调节电机速度，从而适当控制电机速度。该生理控制电路用来调节泵流速和压强提升，以满足生物应用的生理需求。参考标记220表示生理控制器与电机整流子之间的接口，以便将理想速度信号发送给电机整流子，而将实际速度信号发送给生理控制器。因而，图22的实施例说明了基于生理参数的电机控制。

除了与泵内部前负荷和后负荷有关的电子信号之外，来自电磁轴承中激励线圈电流的电信号与其他力有关，这些力诸如是与运动开始和运动停止有关的重力负荷和加速度作用。还有，通过在泵壳内或其他相对于泵的已知位置处检测一维、二维或三维正交方向上的加速度，可获得与加速度有关的电信号。然后将加速度电信号用于本发明，如上所述从前负荷和后负荷信号中去除该信号。然后把产生的差值信号用于上述的生理控制器。

电机的速度与泵的生理性能有关。电机反馈电动势用来检测电机绕泵叶轮轴旋转的转速，并推导出与叶轮转速成比例的电信号。将叶轮转速信号提供给上述电生理反馈控制器。本电机转速用来与前负荷和后负荷信号相结合，以调整未来电机速度，从而满足基于机体需求的生理泵流速和压强提升。

方法

结构10的部件可以独特的方式作为心室辅助设备工作，或配合全人工心脏工作。在采用了两个结构10的全人工心脏的情况下，每个结构10都完全独立于另一结构而工作，从而免除了复杂的控制装置与电路，否则若将两个结构结合起来的话，则需要这些复杂的控制装置与电路。

生理控制器(图中未表示)检测入口管道19内部的流体压强，并根据电控制器(图中未表示)所确定的专门算法产生一电信号，以修改电机40的转速。生理控制器可发出电机40转速的变化信号，以补偿入口管道19内部流体压强的变化，而避免可能会损坏管道的过大电机转速。除了控制电机40的转速以外，生理控制器(图中未表示)还通过涡流、感应、光学、电容或其他自检测电信号来检测叶轮21的位置、速度和/或加速度信息，并产生发送给电控制器(图中未表示)的电信号，电控制器相应地对电磁轴承设备52与54中的电流进行调整，从而对控制力进行调整。对电磁轴承设备52与54的调整补偿了因流体、电机力、重力负荷、加速度力及其他偶然的力而施加的力。

叶轮21的旋转使叶轮叶片26a、26b、26c和26d与待抽送的流体相接触，从而使流体沿径向流向蜗壳式出口18。从结构10轴心处的区域向蜗壳式出口18的离心传输相应地在叶轮入口30处产生局部真空，通过入口管道19抽入另外的流体。然后蜗壳式出口18独特的对数螺旋结构将敏感流体沿结构10周围附近的区域以平滑、无湍流和低热方式传送给出口管道15。将出口管道15接至解剖学管道或其他机构。

叶轮21所抽送的一部分流体从蜗壳式出口18附近的高压区回流，沿叶轮21的两侧，经第一叶轮回流室32和第二叶轮回流室34，以反向流体流的形式回流到叶轮入口30附近的低压区。沿第二叶轮回流室34回流的流体还穿过叶轮回流孔36，从而用来使内部流体压强相等，并防止间隙通道内的流体使敏感流体凝滞。

若结构10以一脉动方式工作，则通过电控制器(图中未示)来改变和控制叶轮21的转速，其中电控制器调整电机40内的电流，从而加速和减速叶轮21的旋转，使流体以一脉动方式抽送。

在不脱离本发明的精神与实质的情况下，本发明可以其它特定形式实现。可认为所述实施例在所有方面仅作为说明而并不起限制作用。因此，本发明的范围由所附的如权利要求书表明而不是由前述说明书表明。所有涉及如权利要求书等同含义与范围的变化都将包括在其范围之内。

Claims (23)

1．用来抽送敏感生物流体的设备，包括：

一结构，它有一外部、其中有壁的中空内部、和轴向中央部分；

一入口，形成于该结构的外部，用来流通流过其中的流体并将其输入该结构的中空内部；

一出口，形成于该结构的外部，用来流通从该结构的中空内部流出的流体，该出口距该结构的轴向中央部分沿径向设置；

一叶轮机构，设置在该结构的中空内部，并且与该中空内部无接触，该叶轮机构用来控制流体流入入口、流过该结构的中空内部以及流出出口，该叶轮机构具有弓形叶片和弓形通道，由此使流过该结构的流体逐渐改向从入口流至出口；

一磁装置，用来悬浮该叶轮机构，使叶轮机构与该结构的中空内部无接触；和

一电机装置，用来有选择地旋转叶轮机构，从而控制流体流过本设备。

2．如权利要求1的设备，其中该结构包括第一泵壳之半和第二泵壳之半，第二泵壳之半被真空密封到第一泵壳之半上，形成该结构的中空内部。

3．如权利要求2的设备，其中第一泵壳之半包括含一入口通孔的泵入口管道，该泵入口管道使入口形成于该结构内，用来使流体从外部流入该结构的中空内部。

4．如权利要求2的设备，其中第一与第二泵壳之半中的每一个都包括一凸起，在该凸起中，有一出口通孔的泵出口管道通过真空密封件的所述凸起而形成，该泵出口管道使出口形成于该结构内，用来使流体从该结构的中空内部流到外部。

5．如权利要求1的设备，其中叶轮机构包括叶轮与转子的整体组合，该叶轮用来使流体流过该结构，而该转子受电机装置的控制，从而使电机装置能控制叶轮机构的旋转，叶轮与转子的整体组合分别形成第一回流室和第二回流室的内侧，用以使流体在被悬浮的叶轮机构周围流动。

6．如权利要求5的设备，其中形成第一回流室的内侧包括第一部件，该第一部件具有与该结构中空内部的壁曲率相对应的曲率。

7．如权利要求6的设备，其中叶轮包括第一电磁磁性材料，它用来与第一电磁轴承组件相互作用，其中第一电磁轴承组件使叶轮机构稳定并控制一轴向位置和作用于叶轮机构上的外部推力及力矩。

8．如权利要求6的设备，其中叶轮包括第一电磁磁性材料，它用来与第一电磁轴承组件相互作用，其中第一电磁轴承组件使叶轮机构稳定，并控制以下各量的组合：一轴向位置，两自由度的角位移、作用于叶轮机构上的外部推力和外力矩。

9．如权利要求5的设备，其中形成第二回流室的叶轮内侧包括第二部件，该第二部件具有与该结构中空内部的壁曲率相对应的曲率，通过叶轮机构的弓形叶片将第二部件耦合到第一部件上，其中叶轮室由以下部分形成：(ⅰ)弓形叶片；(ⅱ)第一部件，和(ⅲ)第二部件，从而形成弓形通道，这些通道用来使流体从入口逐渐改向至出口。

10．如权利要求9的设备，其中第二部件包括第二磁性材料，它用来与第二电磁轴承组件相互作用，其中第二电磁轴承组件控制关于径向位置和作用于叶轮机构上的外部径向力的两自由度。

11．如权利要求9的设备，其中第二部件包括第二磁性材料，它用来与第二电磁轴承组件相互作用，其中第二电磁轴承组件控制关于以下各量的两自由度量的组合：径向位置、轴向位置、作用于叶轮机构上的外部径向力和外部推力。

12．如权利要求10的设备，其中第二磁性材料包括第二部件上的一个位置，以便第二电磁轴承组件控制关于以下各量的两自由度量的组合：径向位置、轴向位置；以及关于以下各量的两自由度：角位置、作用于叶轮机构上的外部径向力、推力及外力矩。

13．如权利要求9的设备，其中第二部件包括整体形成于其中的转子，该转子具有多个设置于其上的永磁体，它们用来与电机装置相互作用，其中该转子可由电机装置旋转，从而旋转叶轮机构。

14．如权利要求1的设备，其中磁装置包括这样一个配置：第一电磁轴承组件，它设置于该结构中空内部的一个壁上；第二电磁轴承组件，它设置于该结构中空内部的另一个壁上；第一磁性材料条，它设置于叶轮机构上，对应于第一电磁轴承组件；第二磁性材料条，它设置于叶轮机构上，对应于第二电磁轴承组件，其中该配置对叶轮机构提供五自由度控制，通过以下磁场来防止叶轮机构与该结构的中空内部相接触：(ⅰ)第一电磁轴承组件与第一磁性材料条之间的磁场；和(ⅱ)第二电磁轴承组件与第二磁性材料条之间的磁场。

15．如权利要求14的设备，其中磁装置包括一电控制器，它用来控制第一与第二电磁轴承组件中的电流。

16．如权利要求15的设备，其中该电控制器包括一生理控制器，它用来控制叶轮的转速，以使该转速对应于使用本发明设备的人体生理状态。

17．如权利要求14的设备，其中该配置包括位于与第一磁性材料有一夹角处的第一电磁轴承组件，从而使该电磁轴承组件用来控制叶轮机构的两自由度。

18．如权利要求14的设备，其中该配置包括自检测装置，它用来在工作过程中对叶轮机构进行动态定位，以便叶轮机构总与该结构不相接触。

19．如权利要求14的设备，其中该配置包括有一力的电磁轴承组件，该力足以克服诸如回转力和重力之类的加速度力。

20．如权利要求1的设备，其中电机装置包括整体形成于该结构中空内部一壁内的定子，该定子有固定于其中的绕组，用来接受来自电机控制器的电流。

21．如权利要求1的设备，其中电机装置包括整体形成于叶轮机构中的转子，该转子具有多个环绕设置于其中的永磁体，以使这些永磁体的极性在该转子周围于N极与S极之间交替变换。

22．一种用来抽送敏感生物流体的连续流动泵，它包括：

一结构，它具有第一泵壳之半和第二泵壳之半，该第二泵壳之半真空密封到第一泵壳之半上，以形成该结构，该结构有一中空内部和一轴向中央部分；

一泵入口管道，它从第一泵壳之半上形成，有一入口通孔，它用来使流体流过并将流体引入该结构的中空内部；

一泵出口管道，它沿径向从该结构的轴向中央部分设置，从第一与第二泵壳之半上形成，有一出口通孔，它用来使流体流过并将流入引出该结构的中空内部；

一叶轮机构，它设置于该结构中空内部之内，但并不与其接触，它有一叶轮入口、叶轮室和叶轮片，叶轮片有一用来形成叶轮室的螺旋曲率，该叶轮机构用来控制流体流入泵入口管道、流经空腔的中空内部、并流出泵出口管道；

一磁装置，用来悬浮该叶轮机构，使叶轮机构不与该结构的中空内部相接触，该磁装置还用来有选择地旋转叶轮机构，从而控制流体流过连续流动泵；和

一电机装置，它用来控制叶轮机构的转速。

23．一种用来利用泵抽送敏感生物流体的方法，包括以下步骤：

选择一泵设备，在该泵壳内有一磁悬浮叶轮，该叶轮具有弓形叶片，用来减小对流过该泵的敏感流体的冲击；

根据从用来磁悬浮叶轮的磁装置接收到的信号，将叶轮定位于泵壳内，磁装置用；以及

根据从泵的输入端与输出端接收到的信号，调整叶轮转速，进而调整流体流速。

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