EP4479123A1 - Blutpumpe zur unterstützung der herzleistung - Google Patents

Blutpumpe zur unterstützung der herzleistung

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EP4479123A1
EP4479123A1 EP23706868.9A EP23706868A EP4479123A1 EP 4479123 A1 EP4479123 A1 EP 4479123A1 EP 23706868 A EP23706868 A EP 23706868A EP 4479123 A1 EP4479123 A1 EP 4479123A1
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EP
European Patent Office
Prior art keywords
housing
pump
rotor
impeller
blood
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP23706868.9A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Marcus GRANEGGER
Krishnaraj Narayanaswamy
Andreas Escher
Daniel Zimpfer
Ulrich Kertzscher
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medizinische Universitaet Wien
Charite Universitaetsmedizin Berlin
Original Assignee
Medizinische Universitaet Wien
Charite Universitaetsmedizin Berlin
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medizinische Universitaet Wien, Charite Universitaetsmedizin Berlin filed Critical Medizinische Universitaet Wien
Publication of EP4479123A1 publication Critical patent/EP4479123A1/de
Pending legal-status Critical Current

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Definitions

  • the invention relates to a blood pump for supporting cardiac output, comprising a housing with a housing inlet and a housing outlet, the housing forming a first pump housing and a second pump housing, a rotor which is mounted in the housing and can be rotated about an axis, wherein the rotor comprises a first pumping stage with a first impeller arranged in the first pump housing and a second pumping stage with a second impeller arranged in the second pump housing, the first and the second pumping stage each being radial or Diagonal pump are formed and are successively flowed through by the housing inlet to the housing outlet to be pumped blood.
  • hemocompatible implantable blood pump suitable for patients where the pump is required to provide relatively low blood flow.
  • Such cases include:
  • the present invention aims to create a miniaturized implantable blood pump that has the potential to alleviate complications caused by hemocompatibility.
  • the invention is intended to address the need for a low flow blood pump for i) the pediatric heart failure population and ii) adult heart failure patients with either reduced (HFrEF) or preserved (HFpEF) ejection fraction.
  • the invention provides in a blood pump of the type mentioned essentially that the first pump housing and the second pump housing are connected via a channel which runs radially outside of a middle section of the housing arranged between the first and the second pump housing.
  • the fact that the blood to be transported from the first pumping stage to the second pumping stage is not along the rotor, d. H . is conducted within the middle section of the housing, but outside the middle section, a short construction of the blood pump in the axial direction is made possible.
  • the central section can be used as a rotor bearing due to the blood being guided via the external channel.
  • a preferred embodiment of the invention provides that the rotor is rotatably mounted in the middle section of the housing.
  • the blood pump has two pump stages that can be flowed through in series, the pressure build-up is distributed over the two stages and allows operation at up to 30% lower speeds compared to single-stage pumps.
  • a streamlined discharge of the blood delivered by the pump is preferably achieved in that the second pump housing has an annular area surrounding the second impeller (outlet housing/volute) from which the housing outlet leads away tangentially. Furthermore, the second pump housing can have an inlet housing section which is spaced apart from the second impeller in the axial direction and into which the duct opens tangentially.
  • a preferred embodiment provides that the rotor interacts with a stator, which surrounds the central section of the housing and has motor windings, to form an electrical motor.
  • the rotor can be provided with permanent magnets, with the motor being designed as a brushless DC motor.
  • the pump is thus driven by an electromagnetic motor integrated around the hydrodynamic bearing area.
  • the motor windings of the stator are preferably formed by a single set of coils arranged one after the other in the circumferential direction, the winding axes of which are aligned radially to the axis of rotation and are arranged in a plane running perpendicular to the axis of rotation.
  • the interaction of the stator with the rotor enables the rotor to be suspended axially on the basis of magnetic reluctance forces, which favors a miniaturized realization of the blood pump. Since the axial bearing of the rotor is brought about solely by the reluctance forces acting between the stator with a single set of coils and the permanent magnets of the rotor, there is no need for an additional axial bearing of the rotor.
  • the reluctance forces act here mainly between the magnetic yoke of the stator and the permanent magnets of the rotor. Using Halbach arrays as permanent magnets increases the axial reluctance forces.
  • the reluctance force can be reduced by a minimal distance between the permanent magnets of the rotor and the motor stator are favored. Very thin wall thicknesses ( ⁇ 0.5 mm) in the middle section of the housing and the rotor are therefore advantageous for an optimal axial reluctance force.
  • a preferred embodiment of the invention provides that the rotor is not arranged in an axial middle position between the corresponding housing surfaces when the pump is in the rest position, but is shifted in the direction of the second pump stage.
  • this preferred embodiment is characterized in that there is a first axial gap between the first impeller and the first pump housing on the side facing away from the central section of the housing and between the second impeller and the second pump housing on the side remote from the central section of the housing a second axial gap is provided, and in that the rotor is held in its rest position in an axial position by the reluctance force acting between the motor windings and the permanent magnets of the rotor, such that the first gap is larger than the second gap. Only during operation is the rotor shifted into the axial center position due to the axial force acting on it, with the second gap being enlarged and the first gap being reduced.
  • the reluctance force is designed in such a way that the rotor assumes a central position due to an average pressure difference (between the inlet and outlet of the entire pump) of 25-75 mmHg, in which the first gap and the second gap are of equal size.
  • the size of the first and the second gap is measured at the same radial distance from the axis of rotation.
  • the housing inlet preferably opens into the first pump housing on the side facing away from the central section of the housing and the inlet housing section opens into the second pump housing on the side facing away from the central section of the housing, so that the axial forces acting on the rotor during operation act in opposite directions.
  • the second pumping stage there is a higher fluid pressure than in the first pumping stage, so that overall there is a resultant axial force in the direction of the first pumping stage.
  • the blood pump according to the invention is preferably designed to apply an average pressure difference of 35-150 mmHg.
  • the size of the first and the second gap is 0.3 mm, in particular approx. 0.5mm.
  • FIG. 1 an axial section of a blood pump according to the invention
  • FIG. 2 an axial section along the line I I-II of FIG. 1 and fig. 3 a modified embodiment of the blood pump.
  • the blood pump comprises a housing which has an inlet tube 1 converging slightly in the direction of flow 3 and an outlet 2 .
  • the blood drawn in through the inlet tube 1 first passes through a first pumping stage and then through a second pumping stage.
  • the first pump stage includes a first pump housing 4 in which a first impeller 5 is arranged to rotate.
  • the impeller 5 drives the blood radially/diagonally outwards into an annular area 6 surrounding the first impeller 5, from which a channel 7 leads away tangentially.
  • the blood reaches an inlet housing section 8 via the channel 7 , from which it flows to the second pump stage, in which a second impeller 10 arranged in a second pump housing 9 rotates.
  • the second impeller 10 drives the blood radially/diagonally outwards into an annular region 11 of the second pump housing 9 surrounding the second impeller 10, from which the housing outlet 2 or the outlet pipe 12 leads away tangentially.
  • channel 7 connecting the first pump housing 4 and the second pump housing 9 runs radially outside of the middle section 15 of the housing.
  • the axially consecutive arrangement of the two pump stages in combination with a hydrodynamic bearing acting in the radial direction and a reluctance magnet suspension in the axial direction enables a miniaturized realization of the blood pump.
  • the dimensions of the pump body (without inlet and outlet pipe) can be approx. 2.5x2.5x2.5cm or less.
  • a magnetic bearing or a mechanical bearing could be used instead of the hydrodynamic bearing.

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Abstract

Bei einer Blutpumpe zur Unterstützung der Herzleistung, umfassend ein Gehäuse mit einem Gehäuseeinlass (1) und einem Gehäuseauslass (2), wobei das Gehäuse ein erstes Pumpengehäuse (4) und ein zweites Pumpengehäuse (9) ausbildet, einen Rotor (14) der in dem Gehäuse gelagert ist und um eine Achse (3) drehbar ist, wobei der Rotor (14) eine erste Pumpstufe mit einem in dem ersten Pumpengehäuse (4) angeordneten ersten Laufrad (5) und eine zweite Pumpstufe mit einem in dem zweiten Pumpengehäuse (9) angeordneten zweiten Laufrad (10) umfasst, wobei die erste und die zweite Pumpstufe jeweils als Radial- bzw. Diagonalpumpe ausgebildet sind und nacheinander von dem vom Gehäuseeinlass (1) zum Gehäuseauslass (2) zu pumpenden Blut durchströmbar sind, sind das erste Pumpengehäuse (4) und das zweite Pumpengehäuse (9) über einen Kanal (7) verbunden sind, der radial außerhalb eines zwischen dem ersten und dem zweiten Pumpengehäuse (4,9) angeordneten Mittelabschnitts (15) des Gehäuses verläuft.

Description

Blutpumpe zur Unterstützung der Herzleistung
Die Erfindung betri f ft eine Blutpumpe zur Unterstützung der Herzleistung, umfassend ein Gehäuse mit einem Gehäuseeinlass und einem Gehäuseauslass , wobei das Gehäuse ein erstes Pumpengehäuse und ein zweites Pumpengehäuse ausbildet , einen Rotor der in dem Gehäuse gelagert ist und um eine Achse drehbar ist , wobei der Rotor eine erste Pumpstufe mit einem in dem ersten Pumpengehäuse angeordneten ersten Laufrad und eine zweite Pumpstufe mit einem in dem zweiten Pumpengehäuse angeordneten zweiten Laufrad umfasst , wobei die erste und die zweite Pumpstufe j eweils als Radial bzw . Diagonalpumpe ausgebildet sind und nacheinander von dem vom Gehäuseeinlass zum Gehäuseauslass zu pumpenden Blut durchströmbar sind .
Herzinsuf fi zienz (HF) ist die häufigste Todesursache in den westlichen Ländern . Moderne Geräte zur mechanischen Kreislaufunterstüt zung (MGS ) fördern das Überleben und verbessern die Lebensqualität vieler HF-Patienten . Rotodynamische Blutpumpen (RBPs ) stellen die überwiegende Mehrheit der im letzten Jahrzehnt implantierten MCS-Geräte dar, wobei die Uberlebensrate nach zwei Jahren über 70 % beträgt . Dennoch bleiben die klinischen Ergebnisse durch schwere Nebenwirkungen eingeschränkt , von denen die meisten durch suboptimale Interaktionen zwischen Pumpensystem und Blut hervorgerufen werden . Nur 20 % aller RBP-Empf änger bleiben ein Jahr nach der Implantation frei von lebensbedrohlichen schweren Nebenwirkungen, einschließlich Blutungen oder Schlaganfällen . Folglich ist die Lebensqualität dieser Patienten weiterhin stark eingeschränkt und die Kostenef fi zienz dieser Therapie ist noch nicht erreicht . Moderne implantierbare Blutpumpen sind für erwachsene Patienten konzipiert, die an einer Herzinsuffizienz vom HFrEF- Typ leiden, d.h. einer Herzinsuffizienz mit reduzierter linksventrikulärer E j ektionsf raktion . Solche Patienten benötigen implantierbare Blutpumpen, die einen vergleichsweise hohen mittleren Fluss (4-5 1/min) bereitstellen . Der Einsatz solcher Pumpen in Anwendungen mit niedrigem Durchfluss (1-2,5 1/min) birgt das Risiko eines erhöhten Bluttraumas und einer erhöhten Komplikationsrate.
Es besteht ein Bedarf an einer hämokompatiblen implantierbaren Blutpumpe, die für Patienten geeignet ist, bei denen die Pumpe einen vergleichsweise niedrigen Blutfluss bereitstellen soll. Solche Fälle umfassen:
(i) pädiatrische HF-Patienten,
(ii) HFrEF-Patienten mit einem geringeren Schweregrad der Herzinsuffizienz, insbesondere Herzinsuffizienz im NYHA-Stadium 3-3b, um das Fortschreiten der Symptome zu stoppen oder umzukehren,
(iii) die große Population von HF-Patienten mit erhaltener Ej ektionsf raktion (HFpEF) , einer Population, für die derzeit keine andere wirksame Langzeitbehandlungsoption verfügbar ist.
Der Artikel von Thamsen et al: „A two-stage rotary blood pump design with potentially lower blood trauma: a computational study" in Int J Artif Organs, 2016 Jun 15; 39(4) : 178-83, beschreibt eine zweistufige Blutpumpe zur Reduzierung von Blutschädigung . Hierbei wird der Druckaufbau auf zwei hintereinander durchströmbare Pumpenstufen aufgeteilt, was zu einer Reduktion der Umfangsgeschwindigkeiten des Impellers und somit reduzierter Blutschädigung führt. Insbesondere bei kleinen Flüssen und vergleichsweise hohen Druckdi f ferenzen (niedrige spezi fische Drehzahl ) kann eine zweistufige Bauform zu einem ef fi zienteren und blutschonenderen Betrieb führen . Die in Thamsen et al . vorgeschlagene Aus führungs form ermöglicht j edoch keine Miniaturisierung in einem für die Implantation erforderlichen Ausmaß . Ein weiteres Konzept einer zweistufige Blutpumpe ist im Dokument WO 2004 / 098677 Al beschrieben . In der Anwendung mit serieller Verschaltung des Auslasses der ersten Stufe mit dem Einlass der zweiten Stufe lassen sich die Umfangsgeschwindigkeiten ebenfalls reduzieren . Das Konzept basiert auf einer aktiven Regelung der Rotorposition in axialer und/oder radialer Richtung mittels eines „lagerlosen Motors" und zusätzlicher Sensoren zur Bestimmung der Rotorposition . Die Integration dieser Sensoren erfordert j edoch einen größeren Bauraum und führt somit zu größeren Pumpendimensionen .
Zusammenfassend ist somit fest zuhalten, dass derzeit verfügbare Blutpumpen entweder zu groß für eine Implantation sind und/oder bei niedrigeren Blutflüssen ein erhöhtes Risiko für Bluttraumata und Komplikationsraten aufweisen, um Kinder bzw . Erwachsene mit weniger fortgeschrittenem Herz fehler zu versorgen . Diese Beobachtungen können dadurch erklärt werden, dass Betriebsbedingungen mit geringen Pumpendurchflüssen bei vergleichsweise hohen Drücken zu Pumpenkonstruktionen mit niedrigen spezi fischen Drehzahlen führen - eine Schlüsselgröße , die anzeigt , dass diese Betriebsbedingungen mit hohen hydraulischen Wirkungsgraden nicht vereinbar sind . Folglich sind vergleichsweise hohe Leistungen erforderlich, um Druck und Fluss zu erzeugen . Diese verringerte Ef fi zienz spiegelt sich in erhöhten Umfangsgeschwindigkeiten wider, welche wiederum zu erhöhter Blutschädigung führen können . Die vorliegende Erfindung zielt daher darauf ab, eine miniaturisierte implantierbare Blutpumpe zu schaf fen, die das Potenzial besitzt , hämokompatibilitätsbedingte Komplikationen zu mildern . Insbesondere soll die Erfindung dem Bedarf einer Niedrigfluss-Blutpumpe für i ) die pädiatrische Population mit Herzinsuf fi zienz und ii ) erwachsene Patienten mit Herzinsuf fi zienz mit entweder reduzierter (HFrEF) oder erhaltener (HFpEF) E j ektions f raktion Rechnung tragen .
Zur Lösung dieser Aufgabe sieht die Erfindung bei einer Blutpumpe der eingangs genannten Art im Wesentlichen vor, dass das erste Pumpengehäuse und das zweite Pumpengehäuse über einen Kanal verbunden sind, der radial außerhalb eines zwischen dem ersten und dem zweiten Pumpengehäuse angeordneten Mittelabschnitts des Gehäuses verläuft . Dadurch, dass das von der ersten Pumpstufe zur zweiten Pumpstufe zu transportierende Blut nicht entlang des Rotors , d . h . innerhalb des Mittelabschnitts des Gehäuses geleitet wird, sondern außerhalb des Mittelabschnitts , wird eine in axialer Richtung kurze Bauweise der Blutpumpe ermöglicht . Insbesondere kann der Mittelabschnitt aufgrund der über den externen Kanal erfolgenden Blutführung als Rotorlager genutzt werden . Diesbezüglich sieht eine bevorzugte Ausbildung der Erfindung vor, dass der Rotor in dem Mittelabschnitt des Gehäuses drehbar gelagert ist . Besonders bevorzugt bildet der Mittelabschnitt des Gehäuses mit dem Rotor ein hydrodynamisches Lager aus . Der Mittelabschnitt ist hierbei mit einer bevorzugt zylindrischen Innenoberfläche ausgebildet , welche mit einer zylindrischen Rotorfläche zur Ausbildung deshydrodynamischen Lagers zusammenwirkt . Der Lagerspalt beträgt beispielsweise 50-200pm . Um eine nahezu verschleiß freie Funktion sicherzustellen, können die zylindrischen Flächen entweder beschichtet ( Diamond Like Carbon, DLC ) oder aus geeigneten Materialien ( Polyetheretherketon ( PEEK) oder Keramiken) hergestellt werden . Um die Auswaschung des hydrodynamischen Lagers zu optimieren, können Strukturen ( z . B . spiral förmige Rillen) an einer der beiden zylindrischen Flächen ausgebildet werden .
Dadurch, dass die Blutpumpe zwei seriell durchströmbare Pumpstufen aufweist , wird der Druckaufbau über die zwei Stufen verteilt und erlaubt im Vergleich zu einstufigen Pumpen den Betrieb bei bis zu 30% niedrigeren Drehzahlen .
In strömungstechnisch günstiger Weise kann vorgesehen sein, dass der Kanal den Mittelabschnitt des Gehäuses schraubenlinienförmig umgibt , wobei der Drehsinn der Schraubenlinienform an die Drehrichtung des Rotors bzw . der Laufräder angepasst ist . Der schraubenlinienförmige Kanal kann sich entlang eines Winkels von beispielsweise 150-210 ° um die Pumpenachse erstrecken . Der schraubenlinienförmige Kanal kann dabei radialen Platz für den Antrieb und die Lagerung des Rotors bereitstellen .
Eine strömungstechnisch günstige und platzsparende Anordnung des Kanals kann gemäß einer bevorzugten Ausbildung der Erfindung erreicht werden, wenn das erste Pumpengehäuse einen das erste Laufrad umgebenden ringförmigen Bereich (Auslassgehäuse/Volute ) aufweist , von welchem der Kanal tangential wegführt .
Eine strömungsgünstige Ableitung des von der Pumpe geförderten Bluts gelingt bevorzugt dadurch, dass das zweite Pumpengehäuse einen das zweite Laufrad umgebenden ringförmigen Bereich aufweist (Auslassgehäuse/Volute ) , von welchem der Gehäuseauslass tangential wegführt . Weiters kann das zweite Pumpengehäuse einen in axialer Richtung vom zweiten Laufrad beabstandeten Einlassgehäuseabschnitt aufweisen, in welchen der Kanal tangential einmündet .
Hinsichtlich des elektrischen Antriebs der Blutpumpe sieht eine bevorzuge Ausbildung vor, dass der Rotor mit einem den Mittelabschnitt des Gehäuses umgebenden, Motorwicklungen aufweisenden Stator zur Ausbildung eines elektrischen Motors zusammenwirkt . Der Rotor kann hierbei mit Permanentmagneten versehen sein, wobei der Motor als bürstenloser Gleichstrommotor ausgebildet ist . Die Pumpe wird somit von einem elektromagnetischen Motor angetrieben, der um den hydrodynamischen Lagerbereich herum integriert ist . Die Motorwicklungen des Stators sind hierbei vorzugsweise von einem einzigen Satz von im Umfangsrichtung nacheinander angeordneten Spulen gebildet , deren Wicklungsachsen radial zur Rotationsachse hin ausgerichtet und in einer zur Rotationsachse senkrecht verlaufenden Ebene angeordnet sind . Gleichzeitig wird durch das Zusammenwirken des Stators mit dem Rotor eine axiale Aufhängung des Rotors auf Basis magnetischer Reluktanzkräfte ermöglicht , was eine miniaturisierte Realisierung der Blutpumpe begünstigt . Da die axiale Lagerung des Rotors hierbei alleine durch die zwischen dem Stator mit einem einzigen Satz von Spulen und den Permanentmagneten des Rotors wirkenden Reluktanzkräfte bewerkstelligt wird, kann auf eine zusätzliche axiale Lagerung des Rotors verzichtet werden . Die Reluktanzkräfte wirken hierbei hauptsächlich zwischen dem magnetischen Rückschluss des Stators und den Permanentmagneten des Rotors . Eine Verwendung von Halbach-Arrays als Permanentmagnete erhöht dabei die axialen Reluktanzkräfte . Außerdem kann die Reluktanzkraft durch eine minimale Distanz zwischen den Permanentagneten des Rotors und dem Motor-Stator begünstigt werden . Sehr dünn ausgeführte Wandstärken (<0 , 5mm) in dem Mittelabschnitts des Gehäuses und des Rotors sind daher für eine optimale axiale Reluktanzkraft vorteilhaft .
Da keine aktive Regelung der Rotorposition in radialer und axialer Position notwendig ist , werden keine Sensoren und keine zusätzlichen Spulen benötigt . Dies ermöglicht eine kompakte Bauweise der Pumpe .
Auf Grund der fehlenden aktiven Regelung der axialen Rotorposition führt eine axiale Kraft im Betrieb zu einer entsprechenden axialen Verlagerung der Rotorposition . Um eine solche Verlagerung zu ermöglichen, ist zwischen dem Gehäuse und dem ersten bzw . dem zweiten Laufrad j eweils ein axialer Spalt vorhanden . Allerdings vergrößern die axialen Spalte die Rückflüsse in der Pumpe und die axiale Baugröße der Blutpumpe . Um diesen Ef fekt zu reduzieren, sieht eine bevorzugte Aus führung der Erfindung vor, dass der Rotor in der Ruhestellung der Pumpe nicht in einer axialen Mittelstellung zwischen den entsprechenden Gehäuseflächen angeordnet ist , sondern in Richtung zur zweiten Pumpstufe hin verschoben ist . In konstruktiver Hinsicht ist diese bevorzugte Aus führungs form dadurch gekennzeichnet , dass zwischen dem ersten Laufrad und dem ersten Pumpengehäuse an der dem Mittelabschnitt des Gehäuses abgewandten Seite ein erster axialer Spalt und zwischen dem zweiten Laufrad und dem zweiten Pumpengehäuse an der dem Mittelabschnitt des Gehäuses abgewandten Seite eine zweiter axialer Spalt vorgesehen ist , und dass der Rotor in seiner Ruhestellung durch die zwischen den Motorwicklungen und den Permanentmagneten des Rotors wirkenden Reluktanzkraft in einer axialen Stellung gehalten wird, sodass der erste Spalt größer ist als der zweite Spalt . Erst im Betrieb wird der Rotor auf Grund der auf ihn wirkenden axialen Kraft in die axiale Mittenstellung verschoben, wobei der zweite Spalt vergrößert und der erste Spalt verkleinert wird .
Insbesondere ist die Reluktanzkraft hierbei derart ausgebildet , dass der Rotor auf Grund einer mittleren Druckdi f ferenz ( zwischen Ein- und Auslass der gesamten Pumpe ) von 25-75 mmHg eine Mittelstellung einnimmt , in welcher der erste Spalt und der zweite Spalt gleich groß sind . Die Größe des ersten und des zweiten Spalts wird hierbei im selben radialen Abstand von der Rotationsachse gemessen .
Bevorzugt mündet der Gehäuseeinlass an der dem Mittelabschnitt des Gehäuses abgewandten Seite in das erste Pumpengehäuse und der Einlassgehäuseabschnitt mündet an der dem Mittelabschnitt des Gehäuses abgewandten Seite in das zweite Pumpengehäuse , sodass die im Betrieb auf den Rotor wirkenden axialen Kräfte in entgegengesetzte Richtungen wirken . In der zweiten Pumpstufe herrscht j edoch ein gegenüber der ersten Pumpstufe höherer Fluiddruck, sodass sich insgesamt eine resultierende axiale Kraft in Richtung zur ersten Pumpstufe ergibt .
Bevorzugt ist die erfindungsgemäße Blutpumpe ausgelegt , um eine durchschnittliche Druckdi f ferenz von 35- 150 mmHg auf zubringen .
In der Mittelstellung des Rotors beträgt die Größe des ersten und des zweiten Spalts j eweils 0 , 3- lmm, insbesondere ca . 0 , 5mm . Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines in der Zeichnung schematisch dargestellten Aus führungsbeispiels näher erläutert . In dieser zeigen Fig . 1 einen Axialschnitt einer erfindungsgemäßen Blutpumpe , Fig . 2 einen Axialschnitt entlang der Linie I I- I I der Fig . 1 und Fig . 3 eine abgewandelte Aus führungs form der Blutpumpe .
Die Blutpumpe umfasst ein Gehäuse , das ein in Flussrichtung 3 leicht konvergierendes Einlassrohr 1 und einen Auslass 2 aufweist . Das durch das Einlassrohr 1 angesaugte Blut durchläuft zuerst eine erste Pumpstufe und danach eine zweite Pumpstufe . Die erste Pumpstufe umfasst eine erstes Pumpengehäuse 4 , in dem ein erstes Laufrad 5 rotierend angeordnet ist . Das Laufrad 5 treibt das Blut radial/diagonal nach außen in einen das erste Laufrad 5 umgebenden ringförmigen Bereich 6 , von welchem ein Kanal 7 tangential wegführt . Über den Kanal 7 gelangt das Blut in einen Einlassgehäuseabschnitt 8 , von welchem es zur zweiten Pumpstufe fließt , in welcher ein in einem zweiten Pumpengehäuse 9 angeordnetes zweites Laufrad 10 rotiert . Das zweite Laufrad 10 treibt das Blut radial/diagonal nach außen in einen das zweite Laufrad 10 umgebenden ringförmigen Bereich 11 des zweiten Pumpengehäuses 9 , von welchem der Gehäuseauslass 2 bzw . das Auslassrohr 12 tangential wegführt .
Die erste und die zweite Pumpstufe sind somit entlang der Pumpenachse 13 hintereinander angeordnet , wobei das erste Laufrad 5 und das zweite Laufrad 10 am selben Rotor 14 angeordnet sind, der in einem zwischen dem ersten Pumpengehäuse 4 und dem zweiten Pumpengehäuse 9 angeordneten Mittelabschnitt 15 des Gehäuses unter Ausbildung eines hydrodynamischen Lagers rotierend gelagert ist . Um den Mittelabschnitt 15 des Gehäuses sind Motorwicklungen 16 angeordnet , die mit dem Rotor 14 zur Ausbildung eines elektrischen Motors Zusammenwirken . Gleichzeitig wird dadurch eine axiale Positionierung des 14 Rotors auf Basis magnetischer Reluktanzkräfte ermöglicht , wobei zwischen dem ersten Laufrad 5 und dem Gehäuse ein erster axialer Spalt 17 und zwischen dem zweiten Laufrad 10 und dem Gehäuse ein zweiter axialer Spalt 18 vorgesehen ist .
Weiters ist ersichtlich, dass der das erste Pumpengehäuse 4 und das zweite Pumpengehäuse 9 verbindende Kanal 7 radial außerhalb des Mittelabschnitts 15 des Gehäuses verläuft .
Die axial aufeinanderfolgende Anordnung der beiden Pumpstufen in Kombination mit einem in radialer Richtung wirkenden hydrodynamischen Lager und einer Reluktanzmagnetaufhängung in axialer Richtung ermöglicht eine miniaturisierte Realisierung der Blutpumpe . Die Abmessungen des Pumpenkörpers ( ohne Einlass- und Auslassrohr ) können ca . 2 , 5x2 , 5x2 , 5cm oder weniger betragen .
Alternativ könnte statt des hydrodynamischen Lagers ein Magnetlager oder ein mechanisches Lager verwendet werden .
In Fig . 3 ist eine abgewandelte Ausbildung der Blutpumpe in schematischer Teildarstellung gezeigt , wobei die Bauform der von Fig . 1 und 2 entspricht . In Fig . 3 ist lediglich die axiale Lagerung des Rotors 14 im Zusammenwirken mit den Gehäuseflächen des Gehäuse dargestellt . Bei der dargestellten Ausbildung ist der Rotor 14 in der Ruhestellung in axialer Richtung außermittig angeordnet ( linke Häl fte der Fig . 3 ) , sodass der erste Spalt 17 zwischen dem ersten Laufrad 5 und der Gehäusefläche 20 größer ist als der zweite Spalt 18 zwischen dem zweiten Laufrad 10 und der Gehäusefläche 21 . Die magnetische Zentrallinie 22 der Permanentmagneten 19 des Rotors 14 entspricht hierbei der Wicklungsachse 23 der Motorwicklungen 16 . Im Betrieb wirkt auf Grund des Druckunterschieds zwischen der ersten Pumpstufe und der zweiten Pumpstufe eine resultierende axiale Kraft auf den Rotor 14 , welche diesen in die axiale Mittelstellung verlagert und dort hält ( rechte Häl fte der Fig . 4 ) . In dieser Mittelstellung sind die Spalten 17 und 18 im Wesentlichen gleich groß und die magnetische Zentrallinie 22 der Permanentmagneten 19 ist gegenüber der Wicklungsachse 23 der Motorwicklungen 16 nach oben gerückt .

Claims

Patentansprüche :
1. Blutpumpe zur Unterstützung der Herzleistung, umfassend ein Gehäuse mit einem Gehäuseeinlass (1) und einem Gehäuseauslass (2) , wobei das Gehäuse ein erstes Pumpengehäuse (4) und ein zweites Pumpengehäuse (9) ausbildet, einen Rotor (14) der in dem Gehäuse gelagert ist und um eine Achse (13) drehbar ist, wobei der Rotor (14) eine erste Pumpstufe mit einem in dem ersten Pumpengehäuse (4) angeordneten ersten Laufrad (5) und eine zweite Pumpstufe mit einem in dem zweiten Pumpengehäuse (9) angeordneten zweiten Laufrad (10) umfasst, wobei die erste und die zweite Pumpstufe jeweils als Radial- bzw. Diagonalpumpe ausgebildet sind und nacheinander von dem vom Gehäuseeinlass (1) zum Gehäuseauslass (2) zu pumpenden Blut durchströmbar sind, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Pumpengehäuse (4) und das zweite Pumpengehäuse (9) über einen Kanal (7) verbunden sind, der radial außerhalb eines zwischen dem ersten und dem zweiten Pumpengehäuse (4,9) angeordneten Mittelabschnitts (15) des Gehäuses verläuft.
2. Blutpumpe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Kanal (7) den Mittelabschnitt (15) des Gehäuses schraubenlinienförmig umgibt.
3. Blutpumpe nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Pumpengehäuse (4) einen das erste Laufrad (5) umgebenden ringförmigen Bereich (6) aufweist, von welchem der Kanal (7) tangential wegführt.
4. Blutpumpe nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Pumpengehäuse (9) einen das zweite Laufrad (10) umgebenden ringförmigen Bereich (11) aufweist, von welchem der Gehäuseauslass (2) tangential wegführt .
5. Blutpumpe nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Pumpengehäuse (9) einen in axialer Richtung vom zweiten Laufrad (10) beabstandeten Einlassgehäuseabschnitt (8) aufweist, in welchen der Kanal (7) tangential einmündet.
6. Blutpumpe nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Rotor (14) in dem Mittelabschnitt
(15) des Gehäuses drehbar gelagert ist.
7. Blutpumpe nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Mittelabschnitt (15) des Gehäuses mit dem Rotor (14) ein hydrodynamisches Lager ausbildet.
8. Blutpumpe nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Rotor (14) mit Permanentmagneten versehen ist und zur Ausbildung eines elektrischen Motors mit einem den Mittelabschnitt (15) des Gehäuses umgebenden, Motorwicklungen
(16) aufweisenden Stator zusammenwirkt.
9. Blutpumpe nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Motorwicklungen (16) des Stators von einem einzigen Satz von im Umfangsrichtung nacheinander angeordneten Spulen gebildet sind, deren Wicklungsachsen radial zur Rotationsachse (13) hin ausgerichtet und in einer zur Rotationsachse (13) senkrecht verlaufenden Ebene angeordnet sind.
10. Blutpumpe nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die axiale Lagerung des Rotors (14) alleine durch die zwischen dem Stator und den Permanentmagneten des Rotors (14) wirkende Reluktanzkraft realisiert ist.
11. Blutpumpe nach Anspruch 8, 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem ersten Laufrad (5) und dem ersten Pumpengehäuse (4) an der dem Mittelabschnitt (15) des Gehäuses abgewandten Seite ein erster axialer Spalt (17) und zwischen dem zweiten Laufrad (10) und dem zweiten Pumpengehäuse (9) an der dem Mittelabschnitt (15) des Gehäuses abgewandten Seite eine zweiter axialer Spalt (18) vorgesehen ist, und dass der Rotor (14) in seiner Ruhestellung durch die zwischen den Motorwicklungen (16) und den Permanentmagneten des Rotors (14) wirkenden Reluktanzkraft in einer axialen Stellung gehalten wird, sodass der erste Spalt (17) größer ist als der zweite Spalt (18) .
12. Blutpumpe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Reluktanzkraft derart ausgebildet ist, dass der Rotor (14) auf Grund einer Druckdifferenz zwischen der ersten und der zweiten Pumpstufe von 25-75 mmHg eine Mittelstellung einnimmt, in welcher der erste Spalt (17) und der zweite Spalt (18) gleich groß sind.
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