KR20000010736A - 전자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는원심펌핑장치 및 방법 - Google Patents

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프라탑 에스 칸윌카
폴 이 알레어
길 브렌트 베어슨
돈 비 올센
에릭 에이취 마슬렌
제임스 더블유 롱
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얀센 크리스
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Abstract

(ⅰ) 일체형 전자기 베어링에 의해 전체적으로 지지되고 일체형 모터에 의해 회전되는 일체형 임펠러 및 로터 (ⅱ) 유체 유동 및 구속을 위한 펌프하우징 및 아크(arc)모양의 통로 (ⅲ) 펌프하우징과 일체로 삽입된 브러쉬레쓰(brushless)구동모터 (ⅳ) 전원공급 및 (ⅴ) 효율적이고 내구성이 있으며 정비보수가 적은 펌프작동을 제공하도록 서로 모두 끼워맞춤 연결되는 전자기 베어링 전류 및 모터의 백 엠프로부터의 입력에 기초한 모터 속도 및 펌프성능을 위한 가체 감지 방법 및 생리학적 제어알고리듬을 이용하여 임펠러의 위치, 속도 또는 가속도의 전자적 감지를 포함하는 민감한 생리학적 유체를 펌핑하기 위해 원심유체펌프를 위한 장치 및 방법에 의해 된다.

Description

전자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는 원심펌핑장치 및 방법
종래기술에 따르면 다양하고 다수의 형태 및 구성을 가진 유체펌프(fluid pump)들은 필수적으로 한 점으로 부터 다른 점으로 유체운동을 제공하기 위해 동일한 단부결과를 수행한다. 펌프작동에 의해 형성되는 진공에 의해 베셀(vessel) 또는 파이프를 거쳐 펌프로 유체가 유입된다는 점에서 모든 펌프들은 유사한 특성을 가진다. 진공에 의한 1차 하중뿐만 아니라 파이프 또는 베셀의 유체압력, 중력, 임펠러 관성과 같은 2차하중이 유체유동에 영향을 준다. 펌핑작동은 펌프유입포트를 거쳐 펌프로 유체를 유입시키는 진공을 형성하는 유체압력 및/또는 유체속도를 발생시킨다. 연속적으로 유체를 펌프유출포트로 유출시키는 펌프기구(pump mechanism)에 의해 펌프를 거쳐 유입포트로부터 유체가 전달된다.
유체 펌프구성은 주로 기능에 적합하게 변화된다. 예를 들어, 유체를 이동시키기 위해 양정(lift) 및 가압펌프는 왕복운동을 이용하는 반면에, 진공펌프는 유체를 이동시키기 위해 이용되는 진공(vacuum)을 형성한다. 회전식 축류펌프(Rotating axial-flow pump)는 유체를 이동시키기 위해 회전축에 부착된 프로펠러(propeller)모양의 블래이드(blade)를 이용한다. 제트펌프(jet pump)는 펌프내부에 위치한 좁은 챔버(chamber)로 유입되고 저압영역을 형성하는 스팀 제트 이젝터(steam-jet ejector)를 이용하며, 상기 저압영역에서 유체를 유입포트로부터 챔버로 유입시키는 흡입작용이 이루어진다. 펌프의 크기 및 기하학적 형상이 중요한 환경에 용이하게 적용가능하고 혈액(blood)과 같은 민감한 유체를 위한 유체펌프들에 관한 더욱 구체적인 설명이 이루어진다.
기본적으로 회전식 원심펌프는 더욱 소형으로 구성되고, 민감한 유체들의 펌핑작업에 용이하게 적용 가능하다. 혈액유동펌프는 종래기술의 다른 산업적 적용예들과 비교해볼 때 상대적으로 낮은 유동속도 특성을 가지지만 아직도 상당한 압력상승요건들을 가진다. 상기 적용예들에는 축류펌프들 또는 다른 펌프들보다도 원심펌프들이 적합하다. 그 결과 본 발명의 선호되는 실시예에서는 원심펌프설계가 이용된다. 펌프는 임펠러에 장착되는 여러개의 리브(rib) 또는 베인(vane)들을 포함하고, 상기 임펠러의 회전속도는 원심력에 의해 로터(rotor)의 외부를 향해 유체에 힘을 가한다. 종래기술에 따르면 원심펌프는 유체에 잠기고 축에 장착되는 임펠러로 구성되고, 상기 축은 씰(seal) 및 베어링장치를 통해 구동기억으로 연장 구성된다. 임펠러의 회전하는 베인들에 의해 펌프의 유입개구를 통해 유체를 유입시키는 회전축 중심근처에 부분적인 진공이 형성된다. 임펠러의 출구로부터 펌프의 출구통로로 펌핑된 유체의 원활한 유동을 보장하기 위하여 펌프의 정치 부품들내에 매끄러운 펌프볼류트(pump volute)가 위치한다. 상기 볼류트가 펌프 임펠러를 유출하고 운동에너지속도를 위치에너지(압력 또는 헤드)로 변환하여, 유체 압력(헤드(head))을 증가시킴에 따라, 상기 볼류트는 펌프유동을 누적시킨다. 원심펌프가 유체운동을 위한 밸브(valve)를 필요로 하지 않더라도, 내부의 심각한 유체누출 또는 비효율성을 가지지 않고 유입개구를 통해 유입된 유체가 펌프기구를 통해 연속적으로 이어지고 유출 포트로 전달되도록, 펌프의 기하학적형상이 이루어진다.
종래기술의 상기 펌프들은 여러가지 문제들을 가진다. 예를들어, 종래기술의 원심펌프들내에 구성된 축 씰(shaf seal)들은 유체에 의한 충격, 마모, 파손되기 쉽기 때문에 누출(leakage)문제가 야기된다고 알려져 있다. 또한 유체손상, 오염 및 바람직하지 않는 다른 상태를 방지하기 위해 특정 유체를 위한 펌프들은 더욱 세심한 설계를 필요로 하고 특수한 펌핑기술을 요구한다. 예를들어, (산 또는 가성소다와 같은)부식성 유체와 같은 유체 또는 혈액과 같은 민감한 유체들은, 유체가 누출되지 않고 일체성을 상실하지 않는 씰(seal)을 필요로 한다. 연속유동펌프에 의해 혈액과 같은 민감한 액체의 펌핑작업은 회전하는 임펠러를 지지하고 매우 신뢰할 수 있으며 손상되지 않는 베어링(bearing)들을 필요로 한다. 종래기술의 펌프들은 회전시 임펠러 지지를 위한 베어링과 관련한 매우 심각한 문제점들을 가진다. 축씰에 의해(혈액과 같은) 민감한 액체로부터 격리되고 신체구성부가 아닌 액체에 의해 윤활이 이루어진다면, 볼(ball) 또는 다른 구름요소의 베어링들만이 이용될 수 있다. 상기 경우에 있어서 상기 모든 씰링문제들이 적용된다. 종래기술의 볼 또는 다른 구름요소를 가진 베어링들이 윤활제로서 민감한 액체를 이용한다면, 베어링 내부의 구름요소들 사이에서 민감한 액체가 마모되므로, 혈액내의 적혈구 세포와 같은 민감한 유체의 살아있는 특성은 단시간 내에 파괴된다. 종래기술의 펌프들에 있어서 민감한 액체로 윤활이 이루어지는 트러스트 및 레미디알 유체필름 베어링(thrust and radial fluid film bearing)들이 이용된다. 그러나 상기 베어링들은 정치부품들 내의 회전부품의 고착, 용혈반응(전단)에 기인한 민감한 유체의 응고등 다른 문제들에 의하여 성능이 불량 및/또는 다수의 고장을 발생시킨다. 유체 필름베어링은 생리학적 요구조건들과 미래의 펌프성능을 일치시키기 위하여 모터의 속도제어를 위해 이용될 수 있는 순간 펌프압력 및 유동속도에 관한 정보가 상기 유체필름 베어링에 의해 제공되지 않는다. 혈액펌프와 같이, 혈행정지 및 높은 전단응력이 방지되어야 하는 펌프를 위해 요구되는 장시간의 신뢰성이 종래기술의 볼베어링 및 유체필름 트러스트 및 레이디알 베어링에 의해 제공되지 않는다. 또한, 볼베어링은 민감한 유체의 펌핑작업에 이용될 때 제한된 수명을 가지고, 볼베어링은 윤활액체를 구속하기 위한 씰이 필요한 외부의 유활액체에 의해 윤활작용이 이루어져야만 한다. 베어링을 위한 유활액체의 전달 및 구속은 윤활액체를 전달 및 냉각에 필요한 추가의 베셀 및 기구들에 의해 펌프하우징을 증가시킬 뿐만 아니라 작동을 복잡하게 만들기 때문에, 선천적인 심장기능을 대체하기 위해 이용된다면 펌프장치를 이식 불가능하게 만든다. 따라서, 종래기술의 베어링을 가지고 축을 가진 유체펌프들의 상대적으로 짧은 수명에 기인하여 상기 유체펌프들은 선천적인 심장기능을 장기간 대체하기 위해 신체강(body cavities)내에 이식에는 적합하지 않다.
또한 정체 및 과열에 의한 유체의 포켓(pocket)에 기인하여, 혈액의 펌핑작용은 전형적으로 임펠러식 혈액펌프들을 위한 축씰과 관련된 공지된 위험을 포함한다. 또한 혈액관 같은 민감한 액체의 펌핑작업은 임펠러 베인 및 펌프하우징의 기하학적 형상을 세심하게 고려해야 한다. 혈액가열 및 과도한 기계적 작용에 의해 혈액성분들은 혈행정지에 의한 손상 및 단백질의 변질을 야기하고, 그결과 혈액응고 및 혈전증을 야기한다.
선천적인 심장기능에 의해 펌프작동의 혈액손상이 가장 양호하게 방지된다. 선천적인 심장은 두 개의 기본기능들을 가지고, 각각 측부는 서로 다른 펌핑기능을 수행한다. 선천적인 심장의 우측부는 신체로부터 혈액을 수용하여 폐로 보내는 반면에, 좌측부는 폐로부터 혈액을 모아서 신체에 보낸다. 선천적인 심장의 박동은 심장판막과 조합하여 맥동을 가지며 혈액에 펌핑작용을 눈에 띄게 원활히 제공한다. 기본적으로 심장의 혈액유동(심장출력)이 펌프예비하중이라 알려진 정맥귀환에 의해 제어된다. 질병 또는 사고에 의해 심장기능은 부분적으로 또는 전체적으로 손상된다. 종래기술에 의하면 심장기능을 대체하기 위해 개발된 기계적 장치는 초기의 심장-폐 또는 펌프 산소발생장치내의 상당한 크기로부터 선천적인 심장의 크기 및 기능과 매우 근접한 최근의 장치의 크기까지 변화되었다.
전체적인 심장교체이외에, 다른 기계적 장치는 질병 또는 다른 손상에 의해 약해진 좌측 심실을 보조하는 심실보조장치와 같이, 선천적인 심장기능의 일부를 대체하는 것에 개발의 촛점이 맞춰진다. 부분적 또는 전체적으로 심장기능대체를 위한 제 1 고려사항을 보면, 부드럽고, 저열에 의해 비파괴적으로 혈액이 전체장치를 통해 펌핑되어야 한다. 예를들어, 기계적 베어링에 의해 지지되는 임펠러가 혈액과 접촉하면, 베어링들의 구성부분들사이의 상대운동은 혈액의 과도한 기계적 작용을 유발하고, 그결과 혈액세포는 파괴되고 혈행정지가 야기된다. 혈액 손상을 야기하는 또다른 기계적 효과는 혈액이 반정체되고 혈액이 충분한 혈액교환없이 파동이 일어나는 영역에서 형성되어, 혈액정체와 유사한 현상을 야기한다. 혈액정체에 의해 혈액이 응고되고 그결과 혈액은 전혀 유동하지 않는다. 혈액손상을 발생시키는 또다른 효과를 보면, 핼액이 펌프를 통과함에 따라 펌프 또는 다른 펌핑기구에 구성된 측벽의 마찰에 기인한 과열이다. 구체적으로 내부의 펌프형상의 갑작스런 변화에 의한 측벽마찰 작용에 의해 혈액은 갑작스런 방향변환을 추종해야 하고 그결과 혈액의 과도한 기계적 작용을 발생시키고, 상기 기계적 작용에 의해 혈액세포는 손상되거나 용혈 및 혈소판 반응과 혈전증을 야기한다. 혈액손상의 또다른 효과가 비효율적인 펌프작동에 의해 야기되고, 펌프에 제공되는 대부분의 에너지는 혈액으로 방출되는 열로서 나타나며, 상기 혈액은 과열 및 응고에 의해 혈액을 손상시킨다. 혈액 알부민(blood Albumen)은 섭씨 42도에서 변질되기 때문에, 혈액과열을 야기하는 펌프작동상 비효율은 매우 심각하며 생명에 위협을 주는 상태이다.
상기 정체상태, 급격한 펌프형상, 난류 및/또는 과열현상은 혈소판을 활성화시키고 산소전달 적혈구를 손상시킨다. 혈액손상에 의해 혈관이 막히고, 혈액이 영양을 공급하는 티슈(tissue)를 악화시키며 결국 생명에 위협을 주는 상태에 이르게 하는 잠재력으로 혈전을 형성하는 연쇄반응이 개시된다. 혈액의 펌핑작용과 관련된 상기 문제점들을 방지하려는 다수의 노력들이 가요성 다이아프렘(flexible diaphram) 및 롤러 펌프(roller pump)내에서 접힐 수 있는 튜빙(tubing)에 의해 이루어져 왔다. 그러나 다이아프렘 및/또는 튜빙재료의 연속적인 구부러짐 작용에 의해 재료의 피로(fatigue), 가요성재료의 내부벽에 구성된 부분의 이탈현상, 부분들에 의해 혈류로 이동되는 색전을 발생시키는 재료의 혈액 접촉투성이 변화된다.
혈액 펌핑을 위한 상기 조건이외에, 임펠러 회전속도는 민감한 혈관의 안정성 및 구조에 상당한 영향을 준다. 펌프의 예비가압력에 의해 제어되지 않는 임펠러의 회전작용에 의해 펌프유입포트 바로 앞에서 민감한 혈관내의 심방 흡입이 야기되고, 임펠러 회전작용이 혈관벽 강도를 초과할 때 혈관은 파손된다. 임펠러 회전속도에 신속한 적응이 부정적 효과를 가지지 않도록 하기 위하여, 종래기술의 펌핑장치는 적합한 통합 제어수단이 제공되지 않는다.
(미국특허 제 5,055,005 호의) Kletschka의 특허에 따르면, 반대방향 유체에 의해 부양되는 유체펌프가 공개된다. 반대방향 유체만으로 임펠러의 안정화하는 작업이 펌프하우징내부에서 정확한 위치에 임펠러를 유지시키기에는 충분하지 않으며, 고압유체제트(fluid jet)들에 의해 혈액의 기계적 작동에 의한 상기 혈액응고가 발생된다.
(미국특허 제 5,195,877 호의) Kletschka의 특허에 의하면, 유체를 위한 임펠러로서 작용하고, 자기적으로 부양되는 로터(rotor)에 의해 둘러싸이고 강하게 장착되는 축을 이용하여, 자기적으로 부양된 임펠러를 가진 유체펌프가 제공된다. 본 발명의 축은 축 및 회전하는 임펠러의 연결부에 위치한 유압베어링 및 씰(seal)의 요구조건을 설명하고 있으며, 혈액 또는 다른 민감한 유체들은 베어링 영역에서 열적상태 및 정체상태에 노출시킨다.
25년이상 동안, 완전한 인공심장 및 실험적으로 동물내에 이식되는 심장으로 이용되는 펌프들이 당업자들에 의해 연구되어 왔다. 상기 펌프들은 맥동 및 비맥동유동을 발생시키는 것으로서 구분 될 수 있다. (양의 변위펌프) 펌프들이 발생시키는 맥동유체운동은 선천적인 심장에 의해 발생되는 유체운동과 더욱 유사하다. 필요한 생리학적 이득을 제공하기 위해 맥동 유체운동이 요구되는 가 또는 심장근육의 비회전 특성에 기인하여 맥동유체운동이 존재하는 가 아직 해결되지 않았다. 근본적인 기계적 문제점들 및 제한사항에 의해 대부분의 맥동펌프들은 밸브(기계적 또는 티슈)를 요구한다.
종래기술을 따르는 비맥동식 펌프들 내에서는 밸브시스템들이 필요하지 않을 지라도, 비맥동식 펌프들은 다양한 베어링 및 씰을 통과하는 회전축을 필요로 한다. 상기 축들은 혈액 정체, 오염 및 바람직하지 않은 열적상태의 근본적인 문제점들을 발생시켜서, 심장기능의 대체품으로서 펌프를 장기간 이용을 어렵게 만든다. 종래기술을 따르는 회전식 비맥동시스템이 단기적인 심장보조기능을 위해 신체외부에 설치되고 보통의 성공률을 보여주었다.
혈액펌핑장치의 한 종류는 완전한 인공심장이다. 병리학적으로 치료 불가능한 심실을 영구적으로 대체하기 위해 완전한 인공심장이 5명의 환자들에게 이용되었다. 300명의 환자들은 심장이식을 위한 임시장치로 이용된다. 인공심장에 의한 보조기능은 최대 795일에 이른다. 심실보조장치와 같은 다른 형태의 혈액펌핑장치가 심장수술시 심폐 바이패스(cardio pulmonary bypass)로부터 분리할 수 없거나 심실기능이 정지된 환자들에게 이용되었다. 선천적인 심장의 가장 흔한 기계적 대체방법은 임시적인 심실보조장치를 이식 받은 1250명이상의 환자에 의해 심실보조장치로 심장이식을 위한 임시 브릿지(bridge)이다.
역사적으로 혈액 펌핑장치는 다수의 문제점들을 가지고 있다. 예를 들어 인공심장(다이아프렘)을 왕복운동하기 위한 펌핑기구는 가스(공압시스템) 유체(유압시스템), 전기(모터, 솔레노이드(solenoid)등) 및 뼈근육에 의해 에너지를 공급받는다. 에너지원 및 관련 변환시스템은 전체시스템을 복잡하게 만들고 완전히 신뢰할 수 없는 상태로 관련 변환시스템은 전체 시스템을 복잡하게 만들고 완전히 신뢰할 수 없는 상태로 만들어 버리는 추가부품들을 필요로 한다. 또한 인공심장을 위한 종래기술의 시스템크기는 환자의 운동성을 제한하고 이식환자의 상태에 도움을 주지 못한다. 종래기술의 장치가 완전히 만족하지 못하는 또다른 제한요소를 보면, 에너지 변환 시스템의 과도한 크기 및 복잡성 그리고 전체 펌프설계가 이용 가능한 해부학적 공간을 초과한다. 또한 종래기술의 왕복운동시스템의 대부분은 (i) 소음특성 (ii) 진동 (iii) 수축(확장)정도가 과도하게 크다.
종래기술의 회전식 펌프에 나타나는 대부분의 문제점들이 (혈액과 같은) 민감한 액체를 펌핑하기 위한 상기 요구조건들을 만족하기 위한 성능을 펌프적응을 통해 당업자들에 의해 알려졌다. 임펠러가 축(shaft), 씰(seal) 또는 윤활시스템 없이 회전 가능하도록 임펠러 및 하우징(housing)상에 위치한 전자석을 통해 상기 펌프적응작업이 임펠러지지로 수행 가능하다. 일종의 추가적인 지지작용없이 영구자석은 임펠러와 같은 물체를 완전히 고정시킬 수 없으며 안정한 서스펜젼기능을 위해 축방향으로 조절 가능한 추가의 지지력 또는 하중을 필요로 한다. 이것은 영구자석으로만 구성된 서스펜젼 시스템은 안정할 수 없다는 Earnshaw의 이론에 근거한다. 그러나 모든 운동 자유도(freedom of movement)에 대해 대상물을 안정화시키고 지지하기 위하여 능동적으로 제어되는 전자석이 이용 가능하다. 그러므로 산출된 위치를 통해 전자석은 (원심유체펌프의 경우 임펠러와 같은)대상물에 안정한 서스펜젼기능을 제공 가능하다. 자기적으로 지지되는 임펠러들의 유일한 에너지 소비는 임펠러를 안정화하고 회전하는 데 이용되는 전자기적 에너지이다. 임펠러의 서스펜젼기능 및 회전기능을 위한 전자석들은 장전하고도 효율적인 펌프작동을 제공한다.
지난 수년간 종래기술의 특허에 의하면, 어느 정도의 성공을 나타내고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는 모터(motor)가 공개되었다. 상기 종래기술의 형태는 혈액손상을 감소시키기 위하여 부분적인 자기 서스펜젼을 이용한다. 비록 자기적으로 서스펜젼 기능이 이루어지는 종래기술의 장치가 회전축의 마찰위험이의 일부를 성공적으로 감소시켰다고 하지만, 종래기술의 장치에 의하면, 크기, 복잡성, 임펠러의 최적 위치설정, 위치감지 및 속도제어에 기인하여 완전한 심장이식을 불가능하게 만든다. 임펠러의 정확한 위치설정 및 속도 유지의 어려움 및 과도한 크기는 주로 임펠러가 주고 원통형, 구형 또는 대체로 3차원적인 형상을 가지 때문이다.
상기 설명을 고려할 때, 임펠러의 위치설정 및 속도제어시 정확도를 증가시키고 크기를 감소시키기 위하여 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는 원심펌핑장치를 제공하도록 종래기술에 대한 진보가 필요하다. 축, 구름요소, 유체 피막베어링(fluid film bearing), 기계적 씰, 또는 물리적인 근접센서를 구성할 필요가 없어서 유체베어링의 고정에 기인한 기계적 접촉, 마모, 고장, 그리고 혈행정지 또는 전단손상이 없는 원심펌핑장치를 제공하기 위해 종래기술의 개선이 필요하다. 펌프출구포트를 가진 펌프기구를 통해, 효율적이고 난류발생이 적은 혈액전달이 이루어지는 임펠러 및 펌프하우징의 기하학적 형상을 가진 원심 펌핑장치를 제공하기 위하여 종래기술의 또다른 개선이 필요하다. 맥동식 떠는 비맥동시에서 작동 가능한 다용도의 원심펌핑장치를 제공하기 위해 종래기술의 또다른 개선이 필요하다.
본 발명은 자기적으로 지지되고 회전되는 로터(rotor)들에 관련되고, 구체적으로 원심 펌핑 장치와 방법에 관련되고 원판모양의 임펠러(impeller)가 비촉식 및 전자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되며, 임펠러의 회전속도는 유체압력 및 임펠러 위치설정 알고리듬(algorithm)에 의해 전자적으로 제어되고 변화된다.
도 1 은 본 발명을 따르고 자기적으로 지지 및 회전되는 펌핑장치의 사시도.
도 2 는 본 발명을 따르고 전기모터에 의해 회전되고 전자기적 베어링에 의해 완전히 지지되는 펌핑장치의 분해측면도.
도 3 은 도 1 의 선 3-3을 따라본 단면도.
도 4A 는 도 3 의 선 A을 따라본 평면도.
도 4B 는 도 3 의 선 A을 따라본 단면도.
도 5A 는 도 3 의 선 B을 따라본 평면도.
도 5B 는 도 3 의 선 B을 따라본 단면도.
도 6A 는 도 3 의 선 C를 따라본 평면도.
도 6B 는 도 3 의 선 C를 따라본 단면도.
도 7A 는 도 3 의 선 D를 따라본 평면도.
도 7B 는 도 3 의 선 D를 따라본 단면도.
도 8 은 도 1 의 펌프임펠러 및 하우징의 확대 상세단면도.
도 9 는 본 발명을 따르고 명확한 이해를 위해 반투명 모드로 도시된 펌프임펠러의 사시도.
도 10 은 도 9 의 선 A-A를 따라본 펌프의 단면도.
도 11 은 덮개 조립체가 분해된 상태로, 도 9 의 선 B-B를 따라본 펌프임펠러의 정면도.
도 12A 는 본 발명을 따르고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지는 펌프임펠러의 자기 구성부품의 부분단면도.
도 12B 는 본 발명을 따르고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지는 펌프임펠러의 자기 구성품의 단면도.
도 12C 는 본 발명을 따르고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지는 펌프임펠러의 부분단면도.
도 13 은 본 발명을 따르는 펌프의 자기적 작동에 관한 6개 방향의 부호 및 좌표계를 도시한 도면.
도 14 는 임펠러의 면에서 트러스트/모멘트 베어링을 형성하기 위해 이용되고 원형배열을 이루는 8개의 말굽전자석을 도시한 도면.
도 15A 는 펌프내에 위치한 스테이터에서 반경방향/트러스트 베어링을 형성하기 위해 이용되고 원형배열을 이루는 4개의 말굽전자석을 도시한 도면.
도 15B 는 펌프내에 위치한 스테이터에서 반경방향/트러스트베어링을 형성하기 위해 이용되고 원형배열을 이루는 4개의 말굽전자석을 도시한 도면.
도 16A 는 스테이터 간격내의 임펠러위치의 제어를 위해 전자 피드백 신호를 제공하는 전자회로의 도면.
도 16B 는 스테이터 간격내의 임펠러위치의 제어를 위해 전자 피드백 신호를 공급하는 도 16B 의 전자회로에 관한 상세도.
도 17 는 본 발명을 따르고, 필터가 유체간격치수를 감지하고 전원공급전압, 스위칭주파수, 듀티 싸이클 변화, 전자 또는 자기적 노이즈의 효과를 제거할 때 자체감지부로부터의 전자 필터를 도시한 도면.
도 18 은 도 17 의 필터를 통과할 때 신호들의 그래프들의 표를 도시한 도면.
도 19 는 이득이 평가된 간격에 지정된 아날로그 멀티플라이어에 의해 제어되는 집적회로의 개략선도.
도 20 은 모터 전류 및 속도에 대한 생리학적 전자 피드백 제어회로의 개략선도.
도 21 은 베어링전류에 대한 생리학적 전자 피드백 제어회로의 개략선도.
도 22 은 전부하 및 후부하 신호에 대한 모터 속도를 제어하기 위한 생리학적 전자피드백 제어회로의 도면.
부호설명
10 ... 펌핑장치 12 ... 제일펌프하우징부품
14 ... 제 2 펌프하우징부품 28 ... 씰
본 발명의 주요목적은 민감한 유체를 위해 원심유체펌프의 회전작동을 개선하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 효율적이고 비접촉식인 전자기베어링 및 효율적인 모터에 의해 유체펌프를 개선하는 것이다.
본 발명의 또다른 목적은 해부학적 이식이 가능하도록 상대적으로 소형인 원심펌프를 제공하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 유지비가 최소인 원심펌핑장치를 제공하고 긴 수명을 제공하는 방법을 제공하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 부분적이거나 전체적인 심장기능 대체를 위해 이용되는 원심유체펌프를 개선하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 펌프의 기하학적 형상에 의해 유출포트 바로 위에서 난류발생이 적고 펌프에 걸쳐 민감한 유체의 효과적인 저 난류 전달 및 출력이 제공되는 원심펑핑장치 및 방법을 제공하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 특정유체의 압력 및 위치설정 알고리듬에 의해 유체압력 및 출력유체체적이 전자적으로 제어되어 변화되는 원심펑핑장치 및 방법을 제공하는데 있다.
본 발명의 또다른 목적은 맥동적으로 또는 비맥동적으로 작동가능한 원심펑핑장치 및 방법을 제공하는데 있다.
본 발명의 목적은 전체 심장 대체를 위하여 쌍을 이루거나 심실보조장치로서 적응가능한 원심펑핑장치 및 방법을 제공하는데 있다.
상기 목적 및 언급되지 않은 목적들은 (ⅰ) 일체형 전자기 베어링에 의해 전체적으로 지지되고 일체형 모터에 의해 회전되는 일체형 임펠러 및 로터 (ⅱ) 유체 유동 및 구속을 위한 펌프하우징 및 아크(arc)모양의 통로 (ⅲ) 펌프하우징과 일체로 삽입된 브러쉬레쓰(brushless) 구동모터 (ⅳ) 전원공급 및 (ⅴ) 효율적이고 내구성이 있으며 정비보수가 적은 펌프작동을 제공하도록 서로 모두 끼워맞춤 연결되는 전자기 베어링 전류 및 모터의 백 엠프로부터의 입력에 기초한 모터 속도 및 펌프성능을 위한 자체 감지 방법 및 생리학적 제어알고리듬을 이용하여 임펠러의 위치, 속도 또는 가속도의 전자적 감지를 포함하는 민감한 생리학적 유체를 펌핑하기 위해 원심유체펌프를 위한 장치 및 방법에 의해 실현된다. 구체적으로 설계된 임펠러 및 펌프하우징은 감소된 유체 난류를 가진 펌프출력포트에 펌프를 통과하는 유체의 전달을 위한 기구를 제공한다.
본 발명의 상기 다른 목적 및 특징들이 첨부된 도면을 참고도로 하는 다음의 상세한 설명 및 선호되는 실시예에 의해 용이하게 이해된다.
도면에 대한 부호들이 참고로 주어지며 본 발명의 여러 가지 구성요소들에 부호가 주어지고 당업자 본 발명을 이용가능하도록 설명된다. 다음설명은 단지 본 발명의 예로서만 주어진 것이며 청구항에 의해 축소되지 않는다.
도 1 에 있어서, 본 발명을 따르고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는 원심펌핑장치(10)가 도시된다. 원심펌핑장치는 제 1 펌프 하우징 부품(12) 및 제 2 펌프하우징 부품(14)으로 구성되고, 여기에 하기에서 설명되는 펌핑요소들의 나머지들을 포함하기 위한 구속기능을 제공하도록 씰(28)이 제공된다. 작동에 필요한 전자제어기 및 축전지 또는 다른 동력원은 도시되지 않았다. 원심펌핑장치(10)는 도 1 에서 선호되는 실시예로서 유입관(19)을 가진 한 개 또는 두 개이상의 펌프유입관을 가진다. 펌프유입관(19)은 제 1 펌프하우징 부품(12)에 대해 씸(seam)없이 일체로 구성되고, 펌핑장치(10)로 유입하는 유체를 구속하는 유입관통구(20)를 포함한다. 펌프유입관(19)을 통해 유체는 펌핑장치(10)로 유입하고, 펌핑장치의 축향중심에 인접한 영역으로 유입관통구(20)에 의해 유체의 구속 및 전달이 이루어진다. 펌핑장치(10)의 외경으로부터 유출관(15)이 접선방향으로 위치하며, 상기 유출관(15)은 씰(28)에 의해 씰링이 이루어지고 펌프 유출구멍(16)을 형성하는 구속벽돌에 의해 제 1 펌프 하우징 부품(12) 및 제 2 펌프하우징 부품(14)을 결합하여 형성된다.
도 2 에 있어서 본 발명을 따르고 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지고 회전되는 펌핑장치의 분해측면도가 도시된다. 상기 도면에서, 펌프유입구(19), 제 1 펌프부품(12), 베어링타켓(100), 임펠러 덮개(impeller shroud)(104), 임펠러허브(impeller hub)(108), 임펠러유입구(112), 임펠러베인(impeller vane)(116), 로터(rotor)(120), 유출관(15) 및 펌프유출관통구(16)가 도시된다. 또한 결합된 축방향 트러스트 및 모멘트 베어링 하우징(combined axial thrust and moment bearing housing)(124) 및 결합된 반경방향 및 축방향 트러스트 베어링하우징(126)이 도시된다.
제 3 도를 참고할 때, 나사형 회전 출구(18)가 제 1 펌프하우징부품(12) 및 제 2 펌프하우징 부품(14)으로 구성되고, 씰(28)에 의해 씰링된다. 본 발명을 따르는 대수적인 나선형 회전출구(18)의 형상은, 임펠러로부터 유출관(15)으로 혈액전달이 이루어지는 동안 유체유동의 갑작스럽거나 급격한 방향전환을 제거하여 상기 민감한 액체의 손상을 방지하도록 나선형 회전곡선을 이용한다. 제 1 펌프하우징부품(12) 및 제 2 임펠러(21), 임펠러챔버(impeller chamber)(27a, 27b, 27c, 27d)가 형성된다. 제 1 귀환유동챔버(32) 및 제 2 귀환유동챔버(34)를 통해 임펠러(21)주위에서 유체가 완전히 유동한다.
도 4A 는 도 3 으로부터 단면(A)의 평면도이다. 단면 A는 제 2 펌프(펌핑장치(10))하우징부품(14)의 일부를 나타낸다. 도 4B 는 제 2 펌프 하우징부품(14)의 단면(A)의 단면도를 도시한다. 구성내의 와인딩(winding)(54)들이 펌프(10)의 상기 부분을 명확히 도시한다. 원추형 극면(conical pole face)(51)이 또한 도 4A 및 도 4B 에 도시된다.
도 5A 및 도 5B 는 유사하게 펌프(10)의 일부분을 도시하지만, 도 5A 는 제 1 펌프하우징부품(12)의 단면(B)의 평면도이고, 도 5B 는 도 3의 단면(B)을 도시한다. (제어코일) 와인딩(52) 및 바이어스코일(bias coil)(53)은 당업자들에 의해 펌프(10)의 구성을 가능하도록 도시된다.
모터(40)의 스테이터(stator)(80)를 도시하기 위해 도 6A 는 도 3 의 단면(C)을 도시하고, 유사하게 와인딩(84)을 도시하기 위해 도 6B 는 단면(C)을 도시한다. 모터(40)에 관한 상세한 설명이 하기에 주어진다.
모터(40)의 로터 또는 임펠러(21)의 일부분을 도시하고, 로터 위의 영구자석의 배열을 도시하기 위하여 도 7A 는 도 3 의 단면(D)을 도시한다. 도 7A 에서 원형의 배열이 도시될때까지, 북극(91), 남극(93)이 교번되게 아크(arc)를 형성하며 자석(92)이 배열된다. 로터(21)를 도시하기 위해 도 7B 는 단면(D)을 도시한다. 로터(21)에 관한 상세한 설명이 하기에 주어진다.
도 8 은 도 1 의 펌프 임펠러 및 하우징의 확대부분단면도이다. 도 8 은 도 3 의 단면부분을 강조하여 도시하고 도 3 과 관련한 상세한 설명을 명확히 하기 위해 도 3 의 상기 설명시 언급될 수 있다.
펌프임펠러(21)는 두 개 또는 세 개이상의 임펠러베인(26a, 26b, 26c, 26d)으로 구성되고 도 9 에서; 4개의 임펠러 베인(impeller vane)의 선호되는 실시예(26a, 26b, 26c, 26d)(26a, 26b, 26c, 26db)(26a, 26b, 26c, 26dc)(26a, 26b, 26c, 26dd)를 가진다. 임펠러챔버(27a, 27b, 27c, 27d)가 형성되도록 각각의 임펠러베인(26a, 26b, 26c, 26d)이 임펠러 덮개(22) 및 임펠러 허브(24)사이에 장착된다. 각각의 임펠러 챔버(27a, 27b, 27c, 27d)는 각각의 임펠러 베인(26a, 26b, 26c, 26d, 26a, 26b, 26c, 26db, 26a, 26b, 26c, 26dc, 26a, 26b, 26c, 26dd)과 일치한다.
도 9, 10, 11 을 참고할 때, 임펠러(21)의 회전운동에 의해 임펠러베린(26a, 26b, 26c, 26d)이 펌핑되는 유체와 접촉하도록 임펠러베인(26a, 26b, 26c, 26d)들은 나선곡률을 가져서, 유체는 나선회전출구(18)를 향해 반경방향으로 이동한다(도 3을 참고) 펌(10)의 축방향중심의 영역으로부터 나선회전출구(18)를 향해 임펠러(21)의 회전운동은 유체를 원심력으로 전달시켜서, 임펠러 유입개구부(30)의 구성영역에서 부분진공을 형성하고, 유입관(19)을 통해 추가의 유체를 유입시킨다. (도 1 을 참고) 구체적으로 설명하면, 도 11 을 참고할 때, 임펠러에 의해 유동벡터(flow vector)는 유입구로부터 유출구로 원활한 전이가 가능하다. 상기 작용은 유입구(A)에서 블레이드(blade)의 기저부에서 17°의 블레이드 각도를 가진 특수한 실시예에 의해 가능해진다. 유입구(B)에서 블레이드의 상부에서 블레이드 각도는 11°도로 점차로 감소된다. 유입구 근처에서 블레이드는 축방향으로 직선을 형성하지 않는다. 블레이드의 중간위치(L)근처에서 370°도의 각도로 블레이드는 점차로 축방향을 향해 직선으로 전이된다. 상기 370°도의 각도는 출구위치(D)까지 유지된다. 임펠러(21)의 중심에 중심이 맞춰진 원에 대한 접선을 이루며 모든 블레이드 각도는 블레이드의 내부각을 가진다. 도 2 를 참고할 때, 상대적으로 고속을 가진 임펠러의 방출로부터 펌프로부터 유출되기 전에 감속되는 펌프유출 통로로 펌핑된 유체의 원활한 유동을 제공하기 위하여 펌프 볼류트(pump volute)는 펌프의 정치부품내에 위치한다. 유체의 운동에너지(속도)를 위치에너지(압력 또는 헤드(head))로 변환하여, 볼류트 유체압력(head)을 증가시킨다.
실시예중 하나에 있어서, 임펠러 주위의 간격은 표면들의 양호한 세척을 위해 0.030인치로 유지된다. 유동을 층류로 유지하기 위해 곡률 반경을 최대로 하여 간격 통로내에서 유동방향이 변화된다.
도 3 및 도 8 을 참고할 때 임펠러(21)에 의해 펌핑되는 유체의 일부분이 임펠러(21)의 양쪽측면들을 따라 나선 볼류트(18)근처의 고압 영역으로부터 제 1 임펠러 귀환챔버(32) 및 제 2 임펠러 귀환챔버(34)를 통해 임펠러 유입개구부(30)근처의 저압영역으로 역류로서 귀환한다. 제 2 임펠러 귀환챔버(34)를 따라 귀환하는 유체는 또한 임펠러 귀환 개구부(36)를 통과하여, 내부압력을 동일하게 만든다. 유체가 펌프 내부에서 정체되지 않고, 비효율을 일으키지 않도록, 임펠러귀환챔버(32, 34)들의 꽃은 제 1 유체유동 및 역유동의 정확한 평형에 의해 산출된다.
펌프하우징 내부에서 전자기식 베어링 세트(electro magnetic bearing set)(52, 54)에 의해 펌프의 임펠러(21)에 서스펜젼작용이 이루어진다. 전자기식 베어링세트(52)의 선호된 실시예는 임펠러(21)의 축방향 위치 및 각변위에 의해 축방향 트러스트(thrust) 및 각 운동량(angular moment)의 조합을 제어하고, 전자기식 베어링세트(54)는 임펠러(21)에 대한 반경방향하중 및 위치와 상기 베어링세트(52)와 함께 작동하면서, 축방향 트러스트 및 축방향위치의 조합을 제어한다. 전기모터에 비한 회전 및 임펠러(21)의 완전한 전자기식 서스펜젼 기능에 의해 접촉작동이 제공되고, 그결과 전체 제품수명 및 신뢰성이 증가하고, 상기 민감한 액체의 손상이 방지된다. 유체, 모터하중, 임펠러 자이로스코프 효과(impeller gyroscopic effect), 중력부하, 가속하중 및 다른 돌발적인 외력에 기인한 반경방향 및 축방향 하중과 모멘트를 억제하기 위하여 상기 전자기식 베어링세트(52, 54)는 필요한 축방향, 반경방향 제어하중 및 모멘트 제어하중이 제공된다.
상기 도 6A, 6B 로 참고할 때 모터(40)의 스테이터(stator)(80)가 단면 및 평면으로 도시된다. 모터(40)는 구상 브러쉬레쓰 모터이며, 펌프임펠러 또는 스테이터(21)를 기동하고 회전하기 위한 전자기력을 제공한다. 도 7A, 7B 에 있어서, 원심력을 받거나 혼합된 유동펌프의 허브(hub)내에 삽입된 영구자석(92)을 가진 영구자석 로터(permanent magnet rotor)(21) 모터(40)에 구성된다. 자석(92)은 원형로터를 형성하도록 배열되고 쐐기형상을 가진다. 로터(21)주위에서 영구자석의 자화작용이 북극 및 남극성을 교번시키도록 자석(92)이 배열된다. 도 6A, 도 6B 를 참고할 때 전자제어기의 전류에 의해 여자되는 와이어 와인딩(wire winding)(84)들이 스테이터(80)에 구성된다. 로터(21)상에서 토크(torque)를 발생시키도록 영구자석과 상호작용하는 자기장이 상기 스테이터 배열에 의해 형성된다.
토크, 속도 및 베어링요구조건에 의존하는 적어도 세 개의 모양으로 스테이터(80)에 서스펜젼작용이 이루어지더라도, 도 6A 및 6B 의 형상은 스테이터용 비강철구조(ironless configuration)를 도시한다. 스테이터(80)는 포화불가능한 자성재료를 가져서 모터에 의해 형성되는 트러스트 하중을 최소화시킨다. 도 6A 에서 알 수 있듯이 와이어(84)가 분리된 고정구상에 감겨지고 에폭시(epoxy) 또는 유사재료를 이용한 모터(80)의 소요위치에 고정된다.
배경기술에서 언급된 것처럼 상기 구성은 원심력을 받거나 혼합된 유동을 가진 소요 의료장치펌프의 유일한 기준을 만족시킨다. 로터내에서 영구자석을 이용하면 모터의 로터와 스테이터 사이에는 기계적 접촉이 형성되지 않는다. 전자기식 베어링세트(52, 55)에 의해 스테이터(80)는 반전한 무접촉상태로 로터 및/또는 스테이터(21)의 회전운동이 가능해 진다. 모터의 형상은, 펌프를 효율적으로 구동시키고 최소의 혈액정체를 가지면서 플럭스간격(flux gap)내부에 층류유동을 제공하기 위한 모터의 요구조건을 만족시킨다. 반경을 크게 유지하면 상기 작용이 가능하다.
도 12A, 12B, 12C 를 참고할 때, 자기적으로 서스펜젼작용이 이루어지는 임펠러의 실시예에 대한 배치도가 주어진다. 각각의 도면은 동일 실시예의 서로 다른 특성을 도시한다. 도 12A 는 펌프의 자석부품만을 도시한다. (비회전식 부품) 스테이터상에 전자석(52, 54)들이 장착되고, (회전식부품) 임펠러상에 자석 타겟(92)이 위치한다. 도 12C 에 있어서, 유동경로(32, 34, 36)를 강조하기 위하여 펌프하우징 또는 스테이터에 의해 둘러싸이는 임펠러(21)만이 도시된다. 상기 도면에는 축(shaft)이 없다. 임펠러는 직접 지지되고 모터로 구동되어, 임펠러 주위의 순환경로의 길이 복잡성을 감소시키고, 장치를 매우 소형으로 만든다. 도 12B 는 펌프의 상세단면도를 도시한다. 펌프의 확대크기를 간단히 이해시키도록 그래프선(120, 121)들이 도시된다. 한가지 실시예에 있어서, 그래프선(120)은 대략 3인치의 길이를 가진다. 그래프선(121)은 그래프선(121)과 비례확대된다. 그래프선(120, 121)을 위해 다른 길이들이 가능할지라도, 본 발명은 전형적으로 심장기능을 보조하기 위해 펌프장치가 흉부에 이식되는 환자의 갈비뼈 케이지(rib cage)내에 끼워맞춤되도록 확대된다. 펌프가 다른 적용예에 이용될 때, 스케일(scale)은 선호되는 실시예를 제외한 다른 스케일을 가질 수 있다.
도 13 에 있어서, 6개의 소요방향으로 임펠러(21)의 자기적 활성화를 위한 좌표계가 주어진다. 3개의 병진운동축(x, y, z)과 3개의 회전운동축(φ, ψ, θ)이 주어진다. 스테이터에 대해 자기력에 의해 세 개의 병진운동 변위(x, y, z) 및 두 개의 회전운동변위(두개의 축주위의 피칭(pitching)운동)가 공간내에 고정된다. z축주위의 회전운동변위(θ)가 모터에 의해 이루어진다.
선호되는 실시예에 있어서, 자기 베어링(magnetic bearing)들은 1) 트러스트/모멘트 구조와 2) 반경방향/트러스트 구조와 같은 두 개의 부분들에 구성된다. 우선 도 14 를 참고할 때, 임펠러의 내부면을 향하는 8개의 말굽전자석(horseshoe electromagnet)으로 구성된 원형배열로 트러스트/모멘트 베어링(thrust/moment bearing) 구조가 이루어진다. 상기 실시예에서 4개의 4각 액츄에이터(actuator)들을 구성하기 위해 다수의 배열이 이용가능하더라도, 8개의 코일들이 활성 코일과 함께 이용되고 쌍으로 감겨져서 4개의 4조 제어가 형성된다. 그결과 축방향 변위(z) 및 피칭 모멘트(φ, ψ)의 조합이 제공된다. 트러스트하중(z)이 전자기식 베어링내에 위치한 각각의 자극이 타겟에 동일한 힘을 가하도록, 모든 코일상에 동일한 코일 전류를 흐르게 하면, 트러스트 하중(z)이 발생된다. 임펠러 중심선 상하에 위치한 반대방향의 코일위의 코일에 서로 다른 코일전류를 가하여 피칭 각 운동하중(모멘트)(Ø각 변위량)이 발생되고, 임펠러의 좌측 및 우측에 상기 코일전류를 가해 피칭각운동하중(모멘트)(ψ각 변위량)이 발생된다. 상기 축들을 제어하기 위해 전자제어기가 전류의 조합을 결정한다.
다음에 도 4A 및 도 5A 와 유사하게, 도 15A 는 반경방향/트러스트 및 트러스트/모멘트 베어링의 구성을 나타낸 평면도이다. 반경방향/트러스트 베어링은 (8개의 극면(301-308)을 포함한) 4개의 말굽으로 구성된다. 트러스트/모멘트 베어링의 8개의 극면(309-316)이 도시된다. 도 15B 는 임펠러(21)가 측면도로서, 테이퍼(taper) 구조의 (도 7B 도에서 한 208에서 상세히 도시된) 자석면을 가진 반경방향/트러스트 베어링인 타겟(208)이 도시된다. 도 15B 는 또한 트러스트/모멘트 베어링 타겟인 또다른 타겟(100)을 도시한다. 상기 자기베어링 구조는 축방향(z), 반경방향(x, y)으로 제어력을 작용하고, 각변위량(φ, ψ)을 작용한다. 상기 두 개의 자석 베어링 구조, 트러스트/모멘트 구조 및 반경방향/트러스트구조는 독립적인 8개의 전자기 코일 전류를 제공하여, 임펠러의 중심이 맞춰지고 제어가 이루어지는데 필요한 전자기력 및 모멘트가 형성된다.
상기 실시예내에서 전자석 말굽의 작동은 바이어스 전류(bias current)를 이용하며 단순화되고 향상된다. 상기 바이어스 전류가 모든 코일내에서 이용되고, 베어링구조마다 서로 다를 수 있다. 상기 바이어스전류에 의해 베어링은 정상상태 바이어스 전류와 근접하게 코일전류를 선형으로 작동하게 된다. 또한 바이어스 전류는 자석 베어링 주고의 실질적인 동력학적 하중 발생능력을 제공한다. 상기 적용예에 있어서, 바이어스전류가 크면, 열발생이 커져서 혈액과 같은 민감한 액체에는 부적합하다. 따라서 열발생을 감소시키기 위해, 낮은 바이어스 전류들이 이용가능하다.
본 발명을 따르면, 전자기식 베어링세트(52, 54)내의 베어링 코일전류를 자동으로 조정하기 위해 전자제어기가 제공되어, 가해진 하중 및 모멘트에 응답하여 회전중인 임펠러(21)상에서 자석 베어링에 의해 가해진 제어하중 및 모멘트를 조정한다. 펌프프레임내의 간격 내에서 회전중인 임펠러의 위치, 속도 또는 가속도, 위치속도 및 가속도의 조합에 관련된 전자신호가 상기 전자제어기에 연속적으로 제공된다. 본 발명에 따르면, 자석베어링내에서 전자기식 액츄에이터를 작동하는 데 필요한 스위칭(switching)직류 전원 증폭기 및 전원 공급장치가 공급된다.
도 16A 및 도 16B 에서 스테이터의 간격내에서 임펠러 위치에 관한 피드백(feedback) 전자제어를 위한 전자회로의 실시예가 도시된다. 저항기, 커패시터(capacitor), 증폭기 등으로 구성된 전자회로는 비례적분미분제어방법 또는 상태공간(state space), 뮤(mu)합성, 선형 매개변수 변화 제어와 같은 다른 선형제어 알고리듬과, 슬라이딩 모드(sliding mode)제어와 같은 비선형 제어 알고리듬을 이용하여 임펠러의 동력학적 제어에 결합된다. 그 크기가 임펠러 위치, 회전속도, 압력상승 및 유동속도에 의존하는 감쇠 및 관성 특성, 임펠러의 강체 자이로스코프 하중 (rigid body gyroscopic force), 유체 점성을 고려하기 위하여, 특수한 제어알고리듬이 이용된다. 표면장착기술, VLSI회로 설계 및 다른 수단을 이용하여 물리적인 회로들이 최소화된다.
한가지 실시예에 있어서, 세 개의 변위(x, y, z) 및 두 개의 각변위(φ, ψ)를 제어하는 8개의 코일전류가 제어알고리듬에 의해 발생된다. 유체점성, 감쇠 및 관성 특성, 자이로스코프효과, 자기효과등과 같이 임펠러에 작용하는 외력의 불확실성을 고려하기 위해 제어 알고리듬 설계는 로버스트(robust)하다. 어린이로부터 성인에 이르는 서로 다른 크기의 신체에 대해 서로 다른 적용예에 생리학요건을 고려하기 위하여 조절가능한 매개변수변화에 의해 마이크로프로세서(microprocessor)에서 제어알고리듬이 수행된다.
본 발명에 따르면 전자제어기의 출력전압에 의해 결정되는 것처럼 전자기식 베어링을 위한 소요 코일전류가 형성되도록, 전원 증폭기가 이용된다. 왜냐하면, 전원증폭기는 85% 내지 99%의 우수한 효율을 가지 때문에 펌프 임펠러의 회전 진동수보다 훨씬 더 큰 진동수로 전압을 온(on)또는 오프(off)하여 스위칭 증폭기(switching amplifier)의 한가지 실시예가 이용된다. 전자 전원회로는 관련 저항 및 인덕턴스를 가진 자기적코일, 저항기, 커패시터 및 반도체부품들로 구성된다. 저항이 낮은 와이어(wire)를 이용하여 코일이 구성된다.
상기 전원회로는 재생(regenerative)특성을 가진다. 즉, 낮은 코일저항에 기인하여 발생하는 손실을 (오옴(ohm)손실)을 가지고 커패시터에 대해 자기적 코일 인덕턴스들 사이에서 자기적 베어링의 가능한 전원이 전후로 이동한다. 자기 코일회로 내의 존재하는 높은 전원은 규정전원 능력의 적은 부분에 해당한다. 규정전원 능력은 코일내에서 흐르는 전류를 공급전압으로 평균하여 형성된다. 상기 전원 스위칭 증폭기 및 재생코일 전원회로에 의하여 혈액의 바람직하지 않은 가열현상은 최소화된다.
본 발명에 따르면 (i) 맴돌이 전류(eddy current), 인덕션(induction), 고아학적 커패시턴스와 같은 물리적 장치 또는 다른 수단 또는 (ii) 자석 베어링내에서 코일에 제공되는 전류 및 전압파형의 조합중 하나를 통해, 회전중인 임펠러의 위치, 속도, 가속도에 관련된 전자신호가 발생된다. 펌프프레임 및 임펠러사이의 간격에 근접하고, 펌프프레임내에 위치하는 물리적 센서에 있어서, 자석베어링을 위한 전자제어기 내부로 신호의 입력을 위한 위치, 속도 또는 가속도 신호가 신호조작 전자장치 및 전선으로부터 구해진다.
차체 감지신호의 경우에 있어서 물리적 장치없이 회전중인 임펠러의 위치, 속도, 가속도를 결정하기 위한 신호저작기능이 제공되어, 전자기식 액츄에이터 및 전자제어기 사이에서 권선경로에 요구되는 최소갯수의 와이어가 이용된다.
본 발명을 따르는 감지기능의 선호되는 실시예는 자체 감지식이다. 자체 감지식에 의해 스테이터내에는 물리적 센서가 불필요해지고, 펌프크기가 최소화되며, 작동에 필요한 외이어갯수가 최소화된다. 도 16A 및 도 16B 의 실시예에 있어서, 여러개의 전자기 코일을 위한 (상기 스위칭 전원 증폭기와 이용되는) 전압 및 전류의 스위칭파형을 검사하여 위치감지가 수행된다. 높은 반송주파수(㎑단위)에 의해 각각의 코일이 스위치 전원증폭기로 작동된다. 한가지 형태가 도 18에 도시되는 결과적인 전류파형은 (임펠러의 위치설정을 위해 소요제어하중을 발생시키기 위한) 상대적으로 낮은 지시주파수의 파형과 높은 주파수 캐리어에 기인한 높은 주파수 삼각파형의 조합이다. 상기 지시 파형의 크기는 (자석베어링내의 자성재료 특성에 기인하고 유체간격에 기인하는 조합된 인덕턴스와 같은) 회로 인덕턴스, 스위칭주파수, 전원공급전압 및 (소요제어하중을 형성하기 위하여 증폭기내엣 이용되는 온(on) 오프(off)비율인) 스위칭 증폭기의 듀티 싸이클(duty cycle)의 함수이다.
도 17 에 있어서, 전원공급전압, 스위칭주파수, 듀티싸이클변화 및 전자적 자기적 노이즈를 제거하고, 유체간격치수를 파악하기 위한 본 발명의 자체감지부분내에 제공되는 전자 필터(electronic filter)의 실시예가 도시된다. 신호를 검파하고 유체간격 치수를 결정하기 위하여, 매개변수 예상법이 이용된다. 이용되는 필터의 엔벨로프(envelope) 실시예는 바이어스 전류를 제거하기 위한 하이패스필터(high pass filter)와, 엄격하게 양의 값을 갖는 파형을 형성하기 위한 정밀 정류기와 잔류신호의 변화를 제거하기 위한 로우패스필터로 구성된다. 도 17 의 실시예에 의해, 유체간격치수의 자체감지 신호결정에 적합한 높은 대역폭(high bandwidth)을 가진 노이즈가 낮은 센서가 제공된다.
도 18 은 신호형태들이 필터를 통과함에 따라 일련의 신호형태를 도시한다. 그래프(180)는 공급 코일전압을 나타내고, 그래프(182)는 전형적이고 실제적인 코일전류파형을 나타내며, 그래프(184)는 (도 19 에서 상세히 도시된) 합산기(integrator)의 전류신호출력을 도시하고, 상기 합산기는 외부에서 가해진 하중 및 모멘트의 제어에 기인하여 코일전류변화를 제거하며, 그래프(186)는 그래프(184)의 정류된 형태이고, 그래프(188)는 로우패스 필터를 이용해 추출된 그래프(186)의 시간 평균을 도시한다.
도 19 는 외부에서 가해진 하중 및 모멘트의 제어에 기인한 코일전류변화를 감지하는 회로를 도시한다. 피드백제어회로의 선호되는 실시예에서 상기 회로는 평가된 간격에 지정된 아날로그 증배기(analog multiplier)로 이득이 제어되는 합산기로 구성된다. 상기 피드백회로는 비례적분제어장치를 포함하고, 여기서 평가된 변위의 합산 및 평가된 변위는 피드백 신호를 형성하기 위해 합산되고, 다음에 임펠러 변위에 비례하는 소요 전류파형을 제공하기 위해 원래 전압파형과 비교된다.
민감한 적용을 위한 펌프의 이용은 생리학적 상태가 상당히 변화하는 인공심장 내에서의 유동속도 및 압력상승의 조정을 요구한다. 예를 들어, 신체가 보행과 같은 운동을 하면 더 높은 유동속도 및 압력상승이 요구되고, 쉬고 있거나 수면중이면 다소 낮은 유동속도 및 압력상승이 신체내에서 이루어진다. 본 발명에 있어서, 유동속도 및 압력상승을 제어하는 제 1 방법이 모터속도 제어에 의해 이루어진다. 생리학적 적용예에 있어서, 펌프유출압력은 후부하(after load)라하고 펌프유입압력은 전부하(preload)라 한다.
생리학적 제어기로 구성되는 제 2 실시예는 펌프입구로부터 펌프출구까지의 압력상승(즉 pout-pin)을 직접 측정한다. 주어진 유동속도에서 펌프에 발생하는 압력변화는 본 발명을 따르는 순환시스템내의 시스템 저항의 변화를 나타낸다. 시스템 저항의 변화는 증가된 물리적 작용이 증가한 것을 나타낸다. 따라서, 출루로부터 입구까지의 압력변화 특정이 생리학적 제어기를 위한 기초로 이용된다.
(i) 모터 전류 및 펌프속도의 측정방법 (ii) 베어링 전류 또는 이들의 조합방법에 의해, 입구로부터 출구까지의 압력차가 간접적으로 측정가능하다.
모터 전류 및 펌프속도의 측정값들이 압력을 측정하기 위한 제 1 방법에 간접적으로 이용된다. 전자제어기내에서 전자적으로 저장된 수식 및/또는 표를 기초로 하는 압력을 산출하기 위하여 상기 측정값들이 이용된다. 전류, 속도 및 압력상승사이의 관계는 작동에 앞서 특징을 가지고 조정되며, 제어기에 기초를 제공한다. 제어기를 구성하기 위한 블록선로가 도 20 에 도시된다.
압력상승을 측정하는 제 2방법은 자석 베어링 전류를 간접적으로 이용한다. 작동중인 자석베어링내의 전류가 로터상의 하중에 직접적으로 관련된다고 알려져 있다. 펌프의 출루로부터 입구까지의 압력차가 압력차에 기인한 임펠러상의 순수 결과력으로부터 직접 구해진다. 그러므로 전자제어기내에서 펌프의 출루로부터 입구까지의 압력차를 유도하기 위해 베어링전류가 이용될 수 있다. 제어기의 구성에 관한 블록선호다 도 21 에 도시된다.
도 22 에 있어서, 본 발명에 따라 전 부하 및 후부하에 신호에 대해 모터 속도를 제어하기 위해 제공되는 생리학적 피드백 제어회로의 실시예가 도시되어, 생물학적 적용에 대한 생리학적 요구조건을 만족시키기 위해 펌프유동속도 및 압력상승을 제어하기 위한 생리학적 제어회로가 제공된다. 소요 속도신호가 모터 정류자에 보내고 실제속도 신호가 생리학적 제어기에 전달되도록, 생리학적 제어기와 모터 정류자사이에 인터페이스(interface)(22)가 제공된다. 따라서 도 22 의 실시에는 생리학적 매개변수에 기초한 모터제어를 도시한다.
펌프내부에 형성되는 전부하 및 후부하에 관련된 전자신호 이외에 전자기적인 베어링 내부의 코일전류의 전자신호가 운동의 개시 및 중지와 관련한 중력부하 및 가속도 효과와 같은 다른 하중에 관련된다. 또한 가속도에 관련된 전자신호들이 펌프하우징 또는 펌프에 대한 공지의 다른 위치에서 한 개, 두개 또는 세 개의 직교방향의 가속도를 감지하여 구해진다. 본 발명에 따르면, 다음에 상기 설명에서 처럼 전부하 및 후부하신호로부터 상기 신호를 감지하도록 가속도의 전자신호가 이용된다. 다음에 상기 생리학적 제어기를 위한 오차신호가 이용된다.
모터의 속도가 펌프의 생리학적 성능에 관련된다. 펌프임펠러 축 주위에서 회전하는 모터의 회전속도를 감지하고, 임펠러 회전속도에 비례하는 전자신호를 발생시키도록 모터 피드백(emf)이 이용된다. 임펠러의 회전속도신호가 생리학적 피드백전자제어기에 제공된다. 신체조건에 기초한 생리학적 펌프유동속도 및 압력상승조건과 일치하게 모터속도를 조정하도록 전부하 및 후부하 신호가 모터의 회전속도와 함께 이용된다.
펌프는 심실보조장치로서 특수한 모드(mode) 또는 전제인공심장을 위해 쌍을 이루며 작동 가능하다. 두 개의 펌프(10)를 이용하는 인공심장에 있어서, 펌프(10)는 다른 구조물과 완전히 독립적으로 작동하여, 상기 구조물과 펌프가 결합된 경우 요구되는 복잡한 제어장치 및 회로를 제거한다.
(도면에 도시되지 않은) 생리학적 제어기가 유입관(19)내부의 유체압력을 감지하고, (도면에 도시되지 않은) 전자제어기에 의해 결정된 특수 알고리듬에 따라 모터(40)의 회전속도를 수정하는 전기신호를 발생시킨다. 유입관(19)내부의 유체 압력변화를 보상하고, 관을 손상할 수도 있는 과도한 모터 회전 속도를 방지하기 위하여, 생리학적 제어기는 모터(40)의 회전속도상의 변화신호를 발생시킬 수 있다. 모터(40)의 회전속도제어 이외에, 맴돌이 전류, 인덕션, 광학적 커패시턴스 또는 다른 자체 감지 전자신호를 통해, (도면에 도시되지 않는) 생리학적 제어기는 임펠러(21)의 위치, 속도 및/또는 가속도를 감지하고, 상기 생리학적 제어기는 (도면에 도시되지 않은) 전자제어기에 전달되는 전자신호를 발생시켜서, 전자기식 베어링 세트(52, 54)내에서 전류조절이 이루어지고, 제어하중의 조절이 이루어진다. 유체, 모터하중, 중력부하, 가속도 하중 다른 돌발적인 하중에 기인한 하중이, 전자기식 베어링세트(52, 54)에 대한 조정이 보상된다. 임펠러(21)의 회전은 펌핑되는 유체와 임펠러 베인(26a, 26b, 26c, 26d)을 접촉시켜서, 유체는 나선형 볼류트 출구(18)를 향해 반경방향으로 이동시킨다. 나선형 볼류트 출구(18)를 향해 펌프의 축방향 중심영역으로부터 원심력에 의한 유체의 전달은 임펠러 유입개구부(30)영역에서 부분진공을 형성하고 유입관(19)을 통해 추가의 유체를 유입시킨다. 다음에 나선형 볼류트 출구(18)의 유일한 대수적인 나선모양에 의해 원활하고 비난류적인 저열방식을 펌프(10)의 원주부분에 근접한 영역을 따라 민감한 유체를 출구관(15)으로 전달한다. 출구관(15)은 해부학전관 또는 다른 기구에 연결된다.
임펠러(21)에 의해 펌핑되는 유체의 일부분은 임펠러(21)의 양쪽측면을 따라 나선 볼류트(18)에 근접한 고압영역으로부터, 제 1 임펠러 귀환 챔버(32) 및 제 2 임펠러 귀환챔버(34)를 통해 역방향 유동유체의 형태로 임펠러 유입개구부(30)에 근접한 저압영역으로 귀환시킨다. 제 2 임펠러 귀환 챔버(34)를 따라 귀환하는 유체는 또한 임펠러 귀환개부부(36)를 통과하여, 내부의 유체 압력을 동일하게 하고 간격 통로내에서 민감한 유체의 유동이 정체되는 것을 방지한다.
펌프가 맥동 모드로 작동된다면, (도면에 도시되지 않는) 전자식 제어기에 의해 임펠러(21)의 회전속도가 변화되고 제어되어, 임펠러(21)의 회전이 가속 및 감속되고, 유체는 맥동식으로 펌핑된다.
본 발명의 특징 또는 정신에서 벗어나지 않고 본 발명은 다양한 형태로 실시가능하다. 상기 실시예는 에로서만 주어진 것이며, 본 발명의 청구범위는 첨부된 청구항에 제시된다.

Claims (23)

  1. 외측부, 외측부 내부에 벽을 가진 중공의 내측부 및 축방향 중심, 유체를 통과시키고 구조물의 중공 내측부로 유체가 통과하는 통로를 위한 구조물 외측부로 부터 형성되는 유입구,
    구조물의 축방향 중심으로부터 반경방향으로 위치하고, 구조물의 중공내측부로부터 유체를 통과시키기 위한 통로를 위한 구조물 외측부로부터 형성되는 유출구,
    구조물의 중공내측부내에 배치되고, 유입구로 유입되는 유체유동을 제어하기 위해 접촉이 분리되고, 구조물의 중공내측부를 통과하며, 유출구로 부터 벗어나는 임펠러 수단으로 구성되고, 상기 임펠러 수단은 아크모양의 블레이드 및 아크모양의 통로를 가지고, 구조물을 통과하는 유체유동이 유입구로부터 유출구까지 점차적인 방향 변환이 이루어지며,
    구조물의 중공내측부에와 분리되어 임펠러 수단에 서스펜젼기능을 제공하기 위한 자석 수단,
    임펠러 수단을 선택적으로 회전시켜 장치를 통과하는 유체유동을 제어하기 위한 모터 수단으로 구성되는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  2. 제 1 항에 있어서, 제 1 펌프 하우징 구성부 및 구조물의 중공 내측부를 형성하기 위해 상기 제 1 펌프하우징 구성부에 씰링상태로 부착되는 제 2 펌프하우징 구성부로 구성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  3. 제 2 항에 있어서, 제 1 펌프하우징 구성부는 유입관통구멍을 가진 펌프유입관을 가지고, 상기 유입관통구멍은 유체를 통과시키고 구조물의 중공내측부로 유체를 유동시키기 위해 구조물 외측부내에서 유입구를 형성하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  4. 제 2 항에 있어서, 각각의 제 1 및 제 2 펌핑하우징 구성부는 돌출부를 가지며, 유출관통부를 가진 펌프유출관은 상기 돌출부의 씰링상태로부터 형성되고, 상기 펌프유출관은 구조물의 중공 내측부로부터 유체를 통과시키기 위해 구조물 외측부내에 유출구를 형성하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  5. 제 1 항에 있어서, 임펠러수단은 구조물을 통과하는 유체유동을 위한 임펠러와, 모터 수단에 의해 제어되어 모터수단의 임펠러수단의 회전제어가 가능한 로터의 일체된 조합으로 구성되고, 서스펜젼이 이루어지는 임펠러수단 주위의 유체유동을 허용하기 위해, 임펠러 및 로터의 일체된 조합은 제 1 귀환 유동챔버 및 제 2 귀환유동챔버의 내측측면을 형성하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  6. 제 5 항에 있어서, 제 1 귀환유동챔버를 형성하는 임펠러의 내측측면은 구조물의 중공내측부의 벽에 형성된 곡률과 일치하는 곡률을 가진 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  7. 제 6 항에 있어서, 제 1 전자기 베어링세트와 상호작용하기 위해, 임펠러는 제 1 전자기 자성재료를 포함하고, 제 1 전자기 베어링세트는 임펠러수단을 안정화시키고, 임펠러 수단에 작용하는 외측 트러스트 하중 및 모멘트 및 축방향위치를 제어하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  8. 제 6 항에 있어서, 제 1 전자기 베어링 세트와 상호작용하기 위해 임펠러는 제 1 전자기 자성재료를 포함하고, 상기 제 1 전자기 베어링 세트는 임펠러 수단을 안정화시키고, 축방향위치, 그 자유도의 각변위, 임펠러수단에 작용하는 외측트러스트 하중 및 외측 모멘트의 조합을 제어하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  9. 제 5 항에 있어서, 제 2 귀환유동챔버를 형성하는 임펠러의 구조물의 중공내측부의 벽의 곡률과 일치하는 곡률을 가지는 제 2 부재를 포함하며, 상기 제 2 부재는 임펠러수단의 아크모양의 블레이드에 의해 제 1 부재에 연결되고, 임펠러 챔버들은 (i) 아크모양의 블레이드 (ii) 제 1 부재 (iii) 제 2 부재로부터 형성되어, 유입구로 부터 유출구까지 유체의 점진적인 방향변환을 위한 아크모양의 통로가 형성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  10. 제 9 항에 있어서, 제 2 부재는 제 2 전자기 베어링세트와 상호작용하기 위한 제 2 자성재료를 포함하고, 제 2 전자기 베어링세트는 임펠러 수단에 작용하는 외측반경방향의 하중 및 반경방향 위치에 대한 2 자유도를 제어하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  11. 제 9 항에 있어서, 제 2 부재는 제 2 전자기 베어링세트와 상호작용을 위한 제 2 자성재료를 포함하고, 제 2 전자기 베어링세트는 임펠러수단에 작용하는 반경방향 위치에 대한 2자유도, 축방향위치, 외측반경방향 하중 및 외측 트러스트 하중을 제어하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  12. 제 10 항에 있어서, 임펠러 수단에 작용하는 각위치에 대한 2자유도, 외측반경방향 하중, 트러스트하중, 반경방향 위치에 대한 2자유도, 축방향 위치의 조합이 제 2 전자기 베어링세트에 의해 제어되도록, 제 2 자성 재료를 제 2 부재상의 위치를 구성하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  13. 제 9 항에 있어서, 제 2 부재는 모터수단과 상호작용하기 위한 복수개의 영구자석을 가진 로터와, 내부에 일체로 형성된 로터로 구성되고, 로터는 모터 수단에 의해 회전가능하여 임펠러 수단을 회전가능한 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  14. 제 1 항에 있어서, 자석수단은 구조물의 중공내측벽상에 배치된 제 1 전자기 베어링세트의 배열과 구조물의 중공 내측벽상에 배치된 제 2 전자기 베어링세트와 제 1 전자기 베어링세트와 일치하고 임펠러수단에 배치되고, 자성재료로 구성된 제 1 막대와 제 2 전자기베어링세트와 일치하고 임펠러수단에 배치되고, 자석재료로 구성된 제 2 막대로 구성되며,
    상기 배열은 임펠러수단의 5개의 자유도를 제어하고, (i) 제 1 전자기 베어링세트 및 자성재료의 제 1 막대사이 및 (ii) 제 2 전자기베어링세트 및 자성재료의 제 2 막대사이에서 자기장에 의해 임펠러 수단은 구조물의 중공내측부와 접촉되는 것이 방지되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  15. 제 14 항에 있어서, 제 1 및 제 2 전자기 베어링세트내의 전류를 제어하기 위해, 자석수단은 전자제어기를 포함하는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  16. 제 15 항에 있어서, 환자의 생리학적상태와 회전속도가 일치하도록 임펠러의 회전속도를 제어하기 위한 생리학적 제어기가 전자제어기에 구성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  17. 제 14 항에 있어서, 임펠러의 2자유도를 제어하기 위해 전자기적 베어링세트가 이용되도록 제 1 자성재료로부터 각위치가 설정되는 제 1 전자기적 베어링세트가 구성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  18. 제 4 항에 있어서, 임펠러수단이 구조물과 일정하게 분리되도록, 임펠러수단을 동력학적으로 위치설정하기 위한 자체감지수단이 구성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  19. 제 14 항에 있어서, 자이로스코프 하중 및 중력 하중과 같은 가속도하중을 극복하기에 충분한 하중을 가진 전자기적 베어링세트가 구성되는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  20. 제 1 항에 있어서, 모터수단은 구조물의 중공 내측부벽내에 일체로 형성된 스테이터로 구성되고, 상기 스테이터는 모터제어기로부터 전류를 받기 위해 내부에 고정 전선을 가지는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  21. 제 1 항에 있어서, 모터수단은 임펠러수단내에 일체로 구성된 로터로 구성되고, 로터주위의 남극 및 북극사이에서 자석의 극성이 교번되도록, 상기 로터는 원형으로 배치된 복수개의 영구자석을 가지는 것을 특징으로 하는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 장치.
  22. 중공내측부와 축방향중심을 가지며 구조물을 형성하기 위해 제 1 펌프하우징구성부 및 제 1 펌프하우징구성부에 씰링된 제 2 펌프하우징 구성부를 가진 구조물과,
    구조물의 중공내측부로 유체를 통과시키기 위한 유입관통구를 가지고 제 1 펌프하우징 구성부로부터 구성되는 펌프유입관과,
    구조물의 축방향중심으로부터 반경방향으로 위치하고, 제 1 및 제 2 펌프하우징구성부로부터 형성되며, 구조물의 중공내측부로부터 유체유동을 위해 유출관통구를 가지는 펌프유출관과,
    구조물의 중공내측부내에 배치되고, 내측부와 분리되는 상태에 있으며, 임펠러 유입개구부 임펠러 챔버 및 임펠러베인을 가지며, 펌프 유입관으로 유입하고 공동의 중공내측부를 통해 펌프유출관으로 유체유동을 제어하기 위한 임펠러수단과,
    구조물의 중공내측부와 분리된 상태로 임펠러수단에 서스펜젼작용이 이루어지고, 임펠러수단을 선택적으로 회전시켜서 연속 유동 펌프를 통해 유동하는 유체를 제어하기 위한 자석수단과,
    임펠러수단의 회전속도를 제어하기 위한 모터수단으로 구성되는 민감한 생물학적 유체를 펌핑하기 위한 연속유동펌프.
  23. 펌프를 통해 유동하는 민감한 유체에 대한 충격을 감소하기 위해 아크모양을 가진 베인을 가지며, 펌프하우징내에서 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어진 임펠러를 가지는 펌프장치를 선택하고,
    임펠러에 자기적으로 서스펜젼기능이 이루어지도록 이용하는 자석수단으로부터 수신된 신호에 따라 하우징내에서 임펠러의 위치설정이 이루어지며,
    펌프의 유입 및 유출로부터 수신된 신호에 따라 임펠러의 유체 유동 속도 및 임펠러의 회전속도를 조절하는 단계로 구성된 펌프에 의해 민감한 생물학적유체를 펌핑하기 위한 방법.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105909563A (zh) * 2016-07-12 2016-08-31 合肥新沪屏蔽泵有限公司 一种屏蔽泵的泵体

Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5928131A (en) * 1997-11-26 1999-07-27 Vascor, Inc. Magnetically suspended fluid pump and control system
US6293901B1 (en) 1997-11-26 2001-09-25 Vascor, Inc. Magnetically suspended fluid pump and control system
EA200000793A1 (ru) * 1998-01-27 2001-04-23 Хидроринг Б.В. Машина, в частности, электрическая машина, в частности, преобразователь энергии для текучих сред и газов
JP3689567B2 (ja) * 1998-09-29 2005-08-31 京セラ株式会社 遠心型血液ポンプ
SE9804317D0 (sv) * 1998-12-15 1998-12-15 Gunnar Bjoerk Pulspump
EP1013294B1 (de) * 1998-12-16 2007-04-18 Levitronix LLC Diagonalflusspumpe
CN1181274C (zh) * 2002-06-06 2004-12-22 陈昌奎 液体式动力传输机构
JP5518477B2 (ja) * 2006-08-31 2014-06-11 スマーティン テクノロジーズ、エルエルシー モジュール式磁気機械的デバイス
US9555174B2 (en) 2010-02-17 2017-01-31 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
US9662431B2 (en) 2010-02-17 2017-05-30 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
CA2790194C (en) 2010-02-17 2021-02-23 Novita Therapeutics, Llc System and method to increase the overall diameter of veins
EP3248628B1 (en) 2010-08-20 2019-01-02 Tc1 Llc Implantable blood pump
EP2549113B1 (de) * 2011-07-20 2018-10-24 Levitronix GmbH Magnetischer Rotor sowie Rotationspumpe mit einem magnetischen Rotor
JP6106673B2 (ja) 2011-08-17 2017-04-05 フロー フォワード メディカル，インク． 静脈と動脈の全体直径を増大させるシステムと方法
AU2012296568A1 (en) 2011-08-17 2014-03-06 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
US10258730B2 (en) 2012-08-17 2019-04-16 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
EP2865397A1 (de) * 2013-10-22 2015-04-29 Berlin Heart GmbH Verfahren zum Betrieb einer Pumpeneinrichtung sowie Pumpeneinrichtung
CN104307063B (zh) * 2014-10-17 2017-01-18 山东科技大学 一种磁阻悬浮离心式装置
WO2017120451A2 (en) * 2016-01-06 2017-07-13 Bivacor Inc. Heart pump with impeller rotational speed control
KR20190013788A (ko) 2016-04-29 2019-02-11 플로우 포워드 메디컬, 인크. 관 끝단 및 관 끝단을 사용하는 시스템 및 사용 방법
CN106860929B (zh) * 2017-01-16 2019-02-01 哈尔滨理工大学 一种用于磁液耦合悬浮式叶轮位移测量的血泵
EP3606577A2 (en) 2017-04-05 2020-02-12 Bivacor Inc. Heart pump drive and bearing
CN107100855B (zh) * 2017-06-05 2019-02-05 兰州理工大学 一种固液两相流泵
CN107715203A (zh) * 2017-09-18 2018-02-23 上海交通大学医学院附属上海儿童医学中心 一种单支点磁动力驱动式离心泵
CN108194374B (zh) * 2017-12-29 2020-02-07 李少龙 一种磁悬浮内流式转子管道泵
US10973967B2 (en) 2018-01-10 2021-04-13 Tc1 Llc Bearingless implantable blood pump
CN110711267A (zh) * 2018-07-13 2020-01-21 西安市第三医院 胸腹腔积液肿瘤去除及引流装置
EP3795836A1 (de) * 2019-09-18 2021-03-24 Levitronix GmbH Zentrifugalpumpe und pumpengehäuse
CN110947040A (zh) * 2019-12-18 2020-04-03 山东大学 一种体外循环血泵及方法
CN112121249B (zh) * 2020-10-21 2022-07-01 山东大学 一种体外离心式磁悬浮人工心脏泵及使用方法
CN113771303B (zh) * 2021-11-10 2022-02-08 东营品航精密模具有限公司 一种全自动叶轮模具
CN114152404B (zh) * 2022-02-08 2022-09-06 中国空气动力研究与发展中心超高速空气动力研究所 一种基于气浮轴承的高精度俯仰力矩测量装置

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4135253A (en) * 1976-11-30 1979-01-23 Medtronic, Inc. Centrifugal blood pump for cardiac assist
US4688998A (en) * 1981-03-18 1987-08-25 Olsen Don B Magnetically suspended and rotated impellor pump apparatus and method
JPH0722401B2 (ja) * 1984-01-31 1995-03-08 ソニー株式会社 ビデオ信号記録再生装置
US4589822A (en) * 1984-07-09 1986-05-20 Mici Limited Partnership Iv Centrifugal blood pump with impeller
US4880362A (en) * 1988-05-24 1989-11-14 Laing Karsten A Rotor with stabilizing magnets
US5017103A (en) * 1989-03-06 1991-05-21 St. Jude Medical, Inc. Centrifugal blood pump and magnetic coupling
JP3006865B2 (ja) * 1990-10-11 2000-02-07 エヌティエヌ株式会社 ターボ形ポンプ
US5112202A (en) * 1990-01-31 1992-05-12 Ntn Corporation Turbo pump with magnetically supported impeller
US5195877A (en) * 1990-10-05 1993-03-23 Kletschka Harold D Fluid pump with magnetically levitated impeller
US5470208A (en) * 1990-10-05 1995-11-28 Kletschka; Harold D. Fluid pump with magnetically levitated impeller
US5507629A (en) * 1994-06-17 1996-04-16 Jarvik; Robert Artificial hearts with permanent magnet bearings

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105909563A (zh) * 2016-07-12 2016-08-31 合肥新沪屏蔽泵有限公司 一种屏蔽泵的泵体

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Publication number Publication date
CA2253666A1 (en) 1997-11-13
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JP2000510929A (ja) 2000-08-22
WO1997042414A1 (en) 1997-11-13
AU2932497A (en) 1997-11-26
BR9709305A (pt) 1999-08-10
AU722998B2 (en) 2000-08-17
CN1228140A (zh) 1999-09-08
EP0897477A1 (en) 1999-02-24

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