TW202319089A - 血管內血泵與被配置用以控制患者心臟中泵位置之導管之組合 - Google Patents

Abstract

在血管內血泵中使用之驅動組件及轉子外殼，如被配置為更能抗彎曲、扭折及/或塑性變形之血泵，該血泵與一導管組合，該導管控制該血管內血泵之位置以減少由於該泵區段靠近患者脈管系統而可能發生之吸住事件。

Description

血管內血泵與被配置用以控制患者心臟中泵位置之導管之組合

本發明係關於以血管內血泵與被配置用以控制患者心臟中泵位置之導管之組合。在一些實施方式中，該血泵包括一導管、一外殼、以及一具有一加強元件的驅動軸。

血管內血泵可藉由手術或經皮引入患者體內，用於將血液從心臟或循環系統之某一位置輸送到心臟或循環系統之另一位置。例如，當被配置在左心中，一血管內血泵可將血液從心臟左心室泵入主動脈中。同樣地，當被配置在右心中，一血管內血泵可將血液從下大靜脈泵入肺動脈中。血管內血泵可經由一細長驅動軸以位於患者體外之馬達驅動，或藉由位於患者體內之機載馬達驅動。某些血管內血泵系統可與原生心臟並行運行，以補充心輸出量及部分地或全部地卸載心臟之組成部分。

供經皮插入之血管內血泵通常被輸送到連到一導管之患者體內。該導管可沿一縱軸從一遠端延伸至一近端，與該泵送裝置被連接到遠離一操作者(例如一外科醫生)之該導管。該泵送裝置可藉由操作該導管穿過股動脈或主動脈插入患者心臟左心室。該血泵通常在其最遠處(即該泵送裝置遠端)配備一無損傷尖端。當該血泵位於患者心臟中時，該無損傷尖端可減輕對患者軟組織之任何傷害。

一旦該血泵被插入患者心臟中，該血泵之泵送裝置通常將自身定位在靠近心室壁（即隔膜）或靠近心臟二尖瓣處。該泵送裝置之定位對患者脈管系統及心臟本身無損傷，但在該泵送裝置於該位置操作時，其可能會導致對心臟壁、心臟瓣膜(例如二尖瓣)或心臟中任何其他解剖結構之吸力。此外，位於隔膜附近之該泵送裝置可能會對該泵-系統、套管及導管產生振動，而此種振動可能導致心臟心律不整(arrhythmias)。雖然將該泵送裝置定位在心室頂部（遠離隔膜及二尖瓣）被認為可緩解上述問題，但是將該泵送裝置精確地定位在心室頂部卻難以實現。

據此，需要一種血泵，其具有被配置用以在被插入患者心臟中時能控制該血泵之泵送裝置位置之導管。

[相關申請案的參考] 本申請書主張2021年8月31日提申之美國臨時申請案63/238,999號及2021年9月17日提申之美國臨時申請案63/245,308號之優先權及權益，其全部公開內容藉由引用併入本文中。

本技術關於改進之供用於血管內血泵中之驅動組件及轉子外殼，例如與控制該血管內血泵位置以減少該泵區段靠近而對患者脈管系統引發吸住事件之一導管結合使用之血泵，其被配置為使該泵區段更能抗彎曲、扭折及/或塑性變形。在某些具體實施例中，所揭露之血管內血泵可包括位於患者體外之一馬達及藉由一可撓驅動軸驅動之一轉子。該血管內血泵也可能為馬達位於患者體內者、不具有可擴展及可壓縮轉子外殼者、具堅硬驅動軸者、具較短之可撓驅動軸者等。

此外，本文描述一套管，其被配置用以控制具一導管之血泵在患者心臟中之位置。該套管可包括：複數個環形圈；至少二個連接件，其位於該複數個環形圈每一者之間，用於連接該複數個環形圈之每一者；及複數個開口，其被形成在每個環形圈之間並重複地及可擇地以交替重複方式排列。該套管可與該導管預界定彎曲區域單片集成或被放置在該導管預界定彎曲區域上，該導管在該血泵之泵送裝置近端上。

本文還描述具有如上述之套管之血泵。該血泵可包括：一導管，其具有一預界定彎曲區域，一泵送裝置與該導管連接；及一套管，其被配置用以控制具該導管之該血泵在患者心臟中之位置。該套管可被調整為與該導管預界定彎曲區域單片集成或被放置在該導管預界定彎曲區域上，該導管在該血泵一泵送裝置之近端上。

在一態樣中，本揭露內容描述一血管內血泵，其包括：一導管；一外殼，一轉子被放在其中，該外殼被連接到該導管一遠端；及一驅動軸延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分之該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括：一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及一被佈置在至少該纏繞或編織線之外層內的加強元件，其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中，且其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。在某些態樣中，該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。在某些態樣中，該近端軸承包括與該驅動軸連接之一軸承套管及與該外殼連接之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。在某些態樣中，該血管內血泵進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置用以防止該軸承套管脫離該外軸承環。在某些態樣中，該加強元件包括一階梯形近端，部分外徑縮減，部分外徑增加。在某些態樣中，該外徑縮減部分從一點或實質上靠近該導管連接該外殼處延伸到該限制元件內一點。在某些態樣中，該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。在某些態樣中，該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到該遠端軸承內一點。在某些態樣中，在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點間該纏繞或編織線之內層被省略。在某些態樣中，該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。在某些態樣中，在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點間該纏繞或編織線之內層被省略。在某些態樣中，該加強元件包括鎳鈦諾(Nitinol)或超剛性鎳鈦諾(Ultra-Stiff Nitinol)。在某些態樣中，該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。在某些態樣中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.2及1.8倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.2及1.3倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.26倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.2及1.8倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.2及1.3倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.26倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第三點及該第一點遠端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.0及1.6倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第三點及該第一點遠端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.0及1.15倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第三點及該第一點遠端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.26倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子近端一第三點處及該第一點遠端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.09倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第四點及該第二點近端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.0及1.6倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第四點及該第二點近端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度介於1.0及1.15倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第四點及該第二點近端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.26倍該徑向厚度。在某些態樣中，於該轉子遠端一第四點及該第二點近端，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.09倍該徑向厚度。在某些態樣中，該外殼包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。在某些態樣中，該外徑增加部分被配置為適合在一部分之該驅動軸中之該纏繞或編織線之外層內，其中該纏繞或編織線之內層被省略。

在另一態樣中，本揭露內容描述一血泵，其包括：(1)一導管，其具有一遠端及一預界定彎曲區域，該預界定彎曲區域位於該遠端之近處；(2)一泵送裝置，其與該導管之遠端連接；及(3)一套管，被配置用以控制患者心臟中該泵送裝置之位置，該套管包括：複數個環形圈；至少二個連接件，該至少二個連接件位於每一個環形圈之間用以連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與相鄰連接件偏置；及複數個開口，其被形成在每個圈之間，其中該套管被配置用以與該導管預界定彎曲區域單片集成或被放置在該導管預界定彎曲區域上，從而在該導管中預界定彎曲區域提供一預界定之回彈彎曲(resilient bend)。在某些態樣中，該血泵進一步包括在該血泵遠端之一無損傷尖端。在某些態樣中，當該血泵被插入患者心臟中時，該導管之預界定彎曲區域適於與主動脈內皮接觸，從而支撐該泵送裝置並使該無損傷尖端對準患者心臟主動脈瓣，從而將該泵送裝置定位在患者心室中。在某些態樣中，相對於該套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端在平面外(out of plane)110至140度之間，可擇地120至130度，及可擇地130度。在某些態樣中，該複數個開口在徑向上被配對形成，其界定一個圍繞該套管圓周之180度半圓。在某些態樣中，每個該開口圍繞該套管圓周約一半延伸且每個開口在開口末端有一個連接件。在某些態樣中，該在徑向上被配對形成之開口共用一軸並以交替方式在橫向上相互偏置。在某些態樣中，當該套管延平直配置時，複數個環形圈以均勻距離間隔開。在某些態樣中，該套管長度對應於該導管上該預界定彎曲區域長度。

在另一態樣中，本揭露內容描述一導管套管，其包括：複數個環形圈；至少二個連接件，其位於該複數個環形圈中每一者之間，供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與至少一相鄰連接件偏置；及複數個開口，其被形成在每一環形圈之間且以交替重複方式排列，其中該套管被配置用以與一導管預界定彎曲區域單片集成，從而在該導管中提供一預界定回彈彎曲。

本技術將針對某些例示性之系統、方法及裝置進行描述。於該方面，應理解本文揭露之例示性之系統、方法及裝置僅在說明本技術之實施例，其可以用各種形式實現。因此，並未詳細描述眾所周知之功能或構造以避免不必要之細節混淆本揭露內容。同樣地，本文所揭露之具體結構及功能細節不應被解釋為具限制性，而僅僅作為申請專利範圍之基礎及作為教導本領域技術人員在其他合適結構中使用本揭露內容之代表性基礎。於該方面，儘管各種實施例可以描述血管內血泵之具體醫療方法及/或用途，但應理解本技術可以在任何合適情況中使用。

本文所用之術語“近端”及“遠端”係指相對於該血管內血泵之醫師或手術者之位置。因此，“近端”表示較靠近醫師或手術者之位置或朝向該醫師或手術者之方向，而“遠端”表示較遠離該醫師或手術者之位置或背離該醫師或手術者之方向。此外，本文所用之術語“軸承套管”、“外套管”及“套管”為三種不同術語。具體地，該“軸承套管”及“外套管”為位在該血管內血泵內之結構，而該“套管”為位於該血管內血泵外之結構。在本揭露內容中，圖式間共用之參考標記旨在識別相似或相同之元件。

圖1顯示用於支持人類心臟3之左心室2之一血管內血泵1之例示性用途。該血管內血泵1可包括一導管5及一泵區段4，該泵區段4被裝在該導管5之遠端區域。該血管內血泵1可使用經皮管內技術放在人類心臟3中。例如，該血管內血泵1可經股動脈引入。同樣地，該血管內血泵1可以經其他血管引入，例如經鎖骨下動脈。如圖1所示，該導管5可以被推入主動脈中，使得該泵區段4經主動脈瓣到達心臟。

該泵區段4可進一步包括一轉子(圖1中未示)用以使血液從該泵區段4遠端處之血液流入口6流到位於該血液流入口6近端處之血液流出口7。藉由將該血液流入口6放在左心室2中及將該血液流出口7放在主動脈中，該血管內血泵1可以支持患者全身血液循環。若該血管內血泵1之配置及放置方式不同，其可被改使用於例如支持患者之肺血液循環。

該導管5可進一步容納被配置為以一電動馬達驅動之一驅動軸(圖1中未示)，其可能位於患者體外。該驅動軸可被配置用以驅動被包含在該泵區段4中之一轉子(圖1中未示)。

如圖1及2所示，該泵區段4在其遠端處還可具有一可撓無損傷尖端9。該可撓無損傷尖端9可為任何合適形狀，例如豬尾形或J形，且可被配置為藉由幫助在患者血管系統內導航而更有利於放置該血管內血泵1。此外，該可撓無損傷尖端9之柔軟度可被配置為使該泵區段4靠在該左心室2壁無創傷地支撐自己。

圖2顯示根據本揭露內容態樣之一例示性血管內血泵1。如圖2所示，一轉子10可位於一外殼11內，且該外殼11可形成圍繞該轉子10之一籠體。該轉子10及該外殼11二者皆可被製成具可壓縮性，使得在該轉子10及該外殼11二者皆處於壓縮狀態時該血管內血泵1可被插入及/或穿過患者血管系統，且使得該泵區段4一旦被定位在患者心臟目標位置處或其附近時該轉子10及外殼11可被擴展。例如，在某些具體實施例中，當該外殼11在心室、升主動脈或降主動脈中擴展可能會發生。同樣地，在某些具體實施例中，該外殼11被引入該患者脈管系統中擴展可能會緊接著發生，而後該外殼11被移到患者心臟之目標位置並處於擴展狀態。如將理解者，擴展可發生在患者脈管系統內任何合適位置，例如患者脈管系統中直徑超過擴展外殼11直徑之部分。在某些具體實施例中，該轉子10及外殼11可由任何合適之一或多種材料形成。例如，在本技術某些態樣中，該轉子10及/或外殼11可至少部分由聚氨酯(polyurethane)、矽橡膠(silicone rubber)、形狀記憶材料(例如鎳鈦諾(Nitinol)或超剛性鎳鈦諾(Ultra-Stiff Nitino，USN)等所製成。

該驅動軸12可延伸過整個導管或僅部分導管。在某些態樣中，該驅動軸12沿其全部或部分長度可能為中空。該驅動軸12或其部分可由電纜、實心軸、空心軸或其組合形成。於該方面，該驅動軸12可為一可撓電纜，其由任何合適數量之不同取向纖維層(例如2層、3層、4層等)形成。例如，該驅動軸12可由複數個同軸繞組形成，每一同軸繞組都有不同或交替之纏繞方向。在如此之實施例中，該不同或交替之纏繞方向可能在一腔室周圍螺旋地進行沿該驅動軸軸向延伸。在本技術某些態樣中，該驅動軸12可包括二個同軸繞組，各為相反之纏繞方向，該驅動軸之外徑可在0.4 mm及2 mm之間，較佳在0.6 mm及1.2 mm之間，特佳在0.8 mm及1.0 mm之間。在該包括有一或多繞組之驅動軸12具有外層及/或內層中至少一者之情況下，該繞組各線可包括一股或數股(例如被扭絞)。在某些情況下，某特定層之該繞組可能形成單螺旋。同樣地，在某些情況下，某特定層之該繞組可包括二或多個螺旋，其較佳為軸向移動(shifted axially)，類似於多頭螺紋(multistart thread)。在某些情況下，該驅動軸12可包括一或多個編織線層，類似於編織繩(kernmantle rope)之外護套。在所有情況下，某特定層之線可由任何合適之金屬或其他材料製成，且可進一步包括一或多個表面塗層。

在本技術某些態樣中，具有一或多層之一驅動軸12(例如本文所述)可至少部分地填充或塗有密封劑，其滲透入至少一層。在某些具體實施例中，如此之密封劑被配置用以最小化及/或防止流體滲透(例如清洗液、體液)穿過該驅動軸各層。在某些態樣中，該密封劑可能滲透入所有層中。於此方面任何合適之密封劑皆可能被使用。例如，在本技術某些態樣中，該密封劑之選擇可以根據其作為流體對於各層、層間及跨過層穿透而後硬化之能力。任何合適之材料可被用作為密封劑，例如黏合劑、聚合物及/或熱塑性塑膠。

此外，在本技術某些態樣中，具有一或多個層(如本文所述)之一驅動軸12可至少部分地填充或塗有二種或二種以上之不同黏合劑。因此，在某些態樣中，一第一黏合劑或密封劑可被用於滲透一或多個層。例如，此第一黏合劑可為一密封劑(如本文所述)，且可選擇具有特別低黏度以使其能夠完全滲透外及/或內之繞組。於該方面，該第一黏合劑在硬化前可能具有在80 cPs至200 cPs範圍之黏度。然後一第二黏合劑可被用於將其他構件(例如該轉子10、軸承套管30(見下文)、限制構件33(見下文))連接到該驅動軸12。在本技術某些態樣中，該第二黏合劑之黏度可能高於該第一黏合劑，因此具有糊狀之稠度。在某些情況下，該第一黏合劑及第二黏合劑可能二者皆為相同或不同類型之雙組分環氧樹脂(two-part epoxy resins)。

如圖2實施例所示，該驅動軸12之近端可被連接到一體外電動馬達8。在如此之配置下，該驅動軸12可經該導管5運行，從該導管5之遠端突出，用於將扭矩從該電動馬達8傳遞到該驅動軸12遠端處之該轉子10。在本技術某些態樣中，該驅動軸12可包括於其遠端處之一具剛性、堅硬及/或加強區段，在該轉子10附接在該外殼11內部之處，以提供穩定性給該轉子。轉子10可被配置成使得該驅動軸12轉動該轉子10時血液會被拉入該外殼11遠端處之該血液流入口6，並經過該外殼11泵送至一下游管道20中，其被附接到該外殼11並向近端延伸。然後血液可以從該下游管道20經由設在該下游管道20中之血液流出口7退出。該血液流出口7可能具有單一開口或任何合適數量之開口。

在本技術某些態樣中，該下游管道20可由一或多可撓材料製成，使得患者心臟在泵送時其可被主動脈瓣壓縮。同樣地，在本技術某些態樣中，該下游管道20可被配置為由於該轉子10轉動時所產生之血流導致其擴展。

圖3描述一例示性血管內血泵1之剖面圖，其具有一外殼11及一轉子10，該轉子被裝在一驅動軸12上。圖3之實施例使用一近端軸承13，其被配置在外殼11近端內。如圖3所示，該近端軸承13可包括一軸承套管30，其被可旋轉地設於一外軸承環32中。該軸承套管30可以任何合適方式固定在該驅動軸12上。例如，在本技術某些態樣中，可使用合適之膠、熔接(weld)、焊料(solder)或黏合材料使該驅動軸12與軸承套管30接合。同樣地，在某些態樣中，該軸承套管30可能捲縮(crimped)或皺縮(shrunk)到該驅動軸12上。

該軸承套管30及該外軸承環32可由任何合適之一或多種材料形成。例如，在本技術某些態樣中，該軸承套管30及/或該外軸承環32可由一或多種陶瓷形成。同樣地，在本技術某些態樣中，該軸承套管30及/或該外軸承環32可由一或多種金屬(如MP35、35NLT、鎳鈦諾或不銹鋼)形成。此外，於其該軸承套管30及/或該外軸承環32可由一或多種金屬製程，其可進一步包括一硬塗覆物，例如由類鑽碳(diamond-like carbon，DLC)製成之塗覆物。

驅動軸12可採用上述如圖2之任何形式(例如以任何合適數量之不同取向纖維層形成之可撓電纜)。在圖3之實施例中，該驅動軸12進一步包括一腔室，其中一加強元件35被插入。該加強元件35可由任何合適之一或多種材料形成，且可以任何合適方式配置。例如，在本技術某些態樣中，該加強元件35可為一實心棒或線，其在該驅動軸12內同軸排列，例如由彈簧鋼(spring steel)、1.4310不銹鋼、碳絲(carbon wire)、超彈性(super-elastic或hyper-elastic)材料(如鎳鈦諾、超剛性鎳鈦諾)等製成。同樣地，在本技術某些態樣中，該驅動軸12及/或該加強元件35可沿其部分或全部長度中空，使其還可作為清洗液之導管。例如，在某些情況下，該加強元件35可包括一中空管。

此外，該加強元件35可為任何合適之長度，且可基於包括但不一定限於以下之標準：該泵區段4之最佳化剛性，在插入過程中防止塑性變形，及/或在運行過程中減少振動。例如，在本技術某些態樣中，該加強元件35可被配置為從該近端軸承13之鄰近點延伸到該轉子10之遠端(在圖3中未示)。同樣地，在某些態樣中，該加強元件35可被配置為從該近端軸承13之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點(在圖3中看不到)，例如下文關於圖4A、4B、5A及5B所示及所述。此外，該加強元件35可被配置為從近端軸承13之近端處一點(或從該近端軸承13內)延伸到該遠端軸承內一點。

如在圖3中所示，一限制構件33位於該軸承套管30近端附近以強化組裝防止該軸承套管30由該外軸承環32退出及/或脫離。該限制構件33及該外軸承環32可以任何合適方式與該軸承套管30固定。例如，在本技術某些態樣中，該限制構件33及該外軸承環32可被壓合入外殼11之近端。同樣地，在某些態樣中，可使用合適之膠、熔接(weld)、焊料(solder)或黏合材料使該限制構件33及該外軸承環32與外殼11之近端接合。此外，該限制構件33還可以任何合適方式固定在該導管5。因此，在本技術某些態樣中，該限制構件33可被壓合入該導管5，或使用合適之膠、熔接、焊料或黏合材料與導管5接合。如此之下，該限制構件33還可發揮連接該外殼11及該導管5之功能。

如圖3所示，該外殼11之近端可包括一或多個貫穿孔34。在某些具體實施例中，該貫穿孔34可具有任何合適之形狀及/或大小。例如，在本技術某些態樣中，該貫穿孔34可為具有合適直徑(例如0.5 mm及1 mm之間)之圓孔。此外，在本技術某些態樣中，該貫穿孔34可具有一凹槽形狀，其延圓周方向延伸，例如圖6A最左邊及中央的貫穿孔34所示。同樣地，在本技術某些態樣中，該貫穿孔34可為菱形圖案之孔，例如圖6A最右邊的貫穿孔34所示。此外，該外軸承環32及/或該限制構件33還可各包括一或多個凹陷或凹槽36對應於該貫穿孔34之一。

該貫穿孔34可增加該外殼11近端之彈性使該外軸承環32及/或該限制構件33能夠壓合在該外殼11內。此外，該貫穿孔34及對應之該凹陷/凹槽36在製造過程中可被使用以確認該外軸承環32及/或該限制構件33已被適當定位(例如使得該外軸承環32近端及該限制構件33遠端之間有間隙)。

此外，該貫穿孔34可被使用，用於施用一膠、熔接、焊料或黏合材料將該外軸承環32及/或該限制構件33固定連接至該外殼11。在如此情況下，該外軸承環32及/或該限制構件33中之該凹陷/凹槽36還可被配置為經該貫穿孔34施用任何膠、熔接、焊料或黏合材料及/或協助使其在該外殼11近端內流動以增加所得接合之表面積。在本技術某些態樣中，確保膠、熔接、焊料或黏合材料或其他密封劑將任何該貫穿孔34及/或該凹陷/凹槽36整個填滿以確保流體不會進入或穿出去是有利的。例如，在有清洗液被施用在該近端軸承13之情況下，填滿及/或密封該貫穿孔34及該凹陷/凹槽36可防止希望在該軸承套管30及該外軸承環32之間流動之清洗液滲漏出去。

從圖3可看出，該軸承套管30包括：一近部30a，其位於該外軸承環32近端；及一遠部30b，其從該近部30a向遠端延伸入該外軸承環32。該近部30a形成一軸向軸承，其在該外軸承32有一近端面，而該遠部30b形成一徑向軸承，其在該外軸承32有一徑向內表面。於此方式，在圖3實施例中，該近端軸承13包括一軸向軸承及一徑向軸承二者。然而，應理解在本技術某些態樣中，該軸承套管30被配置為其將不會接觸該外軸承環32任何近端面，在此情況下近端軸承13可能只包括一徑向軸承，其在該軸承套管30遠部30b及該外軸承環32徑向內表面之間。

在本技術某些態樣中，該血管內血泵1可被配置為供應清洗液給該近端軸承13，例如出於潤滑及/或冷卻目的。在如此情況下，清洗液被泵送經過在遠端方向之該近端軸承13使得其首先沿其徑向外表面通過該軸承套管30近部30a，然後在該近部30a遠端面及該外軸承環32近端面之間徑向地向內流動，然後在該軸承套管30遠部30b及該外軸承環32徑向內表面之間向遠端方向流動。該軸承間隙可被設置在該近部30a遠端面及該外軸承環32近端面間以及在該軸承套管30遠部30b及該外軸承環32徑向內表面之間，故施加適當壓力時清洗液會在嚴密可控制方式下流過該軸承間隙。例如，在本技術某些態樣中，在該軸承套管30遠部30b及外軸承環32徑向內表面間之軸承間隙寬度介於1 µm至10 µm，例如寬度介於2 µm至8 µm，例如寬度3.5 µm。

此外，在本技術某些態樣中，一或多徑向缺口(未顯示)被設在該靜止外軸承環32之近端面以提供更多空間讓清洗液流動，在該軸承套管30被拉向遠端方向之情況下。例如，在本技術某些態樣中，該轉子10及/或該驅動軸12被配置為使得該轉子10在運行過程中會有拉扯及/或捲繞該驅動軸12之傾向，致使該軸承套管30向遠端方向移動因此緊貼在該外軸承環32近端面。

圖4A及圖4B描述根據本揭露內容態樣之一血管內血泵之泵區段之例示性配置剖面圖。例如，圖4A描述血管內血泵遠端之一部分，而圖4B顯示外殼11近端之放大圖。除了以下之詳細說明，與圖1至圖3共享相同編號之圖4A及4B之構件旨在識別前文所述之相同結構。因此，前文討論之關於如此之構件之特徵及選擇可能同樣地施用在圖4A及圖4B之例示性配置中。

在圖4A及圖4B之實施例中，該加強元件35具有一階梯形近端，其有一外徑縮減部分35a及一外徑增加部分35b，該外徑增加部分35b從該限制構件33內一點延伸到該驅動軸12遠端。該驅動軸12可包括纏繞或編織線之一外層12a、纏繞或編織線之一內層12b及一腔室12c。在圖4A中，該可撓無損傷尖端9近端及該遠端軸承39二者皆可見。在此實施例中，該遠端軸承39可包括一外套管37，其容納一螺旋軸承38，該螺旋軸承38被配置為圍繞該驅動軸12。圖4A還顯示一可擇之篩網41，其位於該血液流入口6上。此外，在某些具體實施例中，另一螺旋軸承還圍繞該限制構件33近端之一部分該驅動軸12。例如，一螺旋軸承從該外殼11近端之一點或其附近至該導管5近端之一點或其附近圍繞該驅動軸12，且可被配置用以防止該驅動軸12在旋轉時與該導管5之內表面磨擦。

在某些具體實施例中，該外徑縮減部分35a可以在該外殼11近端段11a之任何地方起始及終止。例如，如圖4A及圖4B中所示，在該加強元件35近端處之該外徑縮減部分35a從該導管5與該外殼11近端耦合之一點或其附近(例如實質上鄰近)延伸到該限制構件33內一點。然而，應理解，在本技術某些態樣中，該外徑縮減部分35a由該導管5與該外殼11近端耦合之遠端一點起始，延伸到該限制構件33近端或遠端。此外，如圖4A及圖4B所示，此部分之外徑縮減35a可被配置為被插入到該腔室12c內，而該外徑增加部分35b可被配置為裝在該驅動軸12一部分之該外層12a內(其中該內層12b被省略)。

應可理解，該驅動軸12包括多於二層之繞組之情況，如圖4A及圖4B中所示之一單階之加強元件被設置以使其外徑縮減35a及外徑增加部分35b被任何合適之繞組層(winding layers)組合包圍。例如，在某些態樣中，對於具 n層之一驅動軸，該外徑縮減部分35a被最內層1包圍而該外徑增加部分35b被層2至 n包圍。同樣地，在某些態樣中，對於具三個層之一驅動軸，該外徑縮減部分35a被層2包圍而該外徑增加部分35b被最外層3包圍。此外，在某些態樣中，對於具三個層之一驅動軸，該外徑縮減部分35a被最內層1包圍而該外徑增加部分35b被最外層3包圍，使得該外徑縮減部分35a及該外徑增加部分35b之間有一較大之階。應認識，驅動軸12包括多於二層繞組之情況，一加強元件還可被配置為多於單階。因此，例如，對於具有三個層之一驅動軸，一雙階加強元件可被使用，其最窄部分被層1包圍，其次寬部分被層2包圍，而最寬部分被層3包圍。

此外，在本技術某些態樣中，該外徑縮減部分35a近端還起始於靠近外殼11近端之一點或靠近該導管5與該外殼11近端耦合之一點(例如靠近該導管5外周上之聚合物加強區域(未顯示)，其中該組件可能更硬)，且延伸到遠離該導管5與外殼11近端耦合區域之一點(例如遠離該導管5外周上之聚合物加強區域)。

在某些應用方式中，圖4A及圖4B中所示之強化配置使該外徑增加部分35b比該腔室12c更厚，因此相對於用更小外徑之加強元件所能達到之效果其增加了該驅動軸12該部分之剛性(如圖3實施例中所示)。在某些具體實施例中，若整個該加強元件35必須裝在該腔室12c內，此使得該加強元件35可以由可撓性及/或柔軟度太大之材料製成。本技術因此開啟使用如鎳鈦諾及超剛性鎳鈦諾之材料強化該驅動軸12之選擇，由於其具超彈性故特別能抗塑性變形但仍具足夠剛性(當該加強元件35被配置如圖4A及圖4B所示)以控制振動及防止該轉子10與該外殼11接觸。

除上述外，該加強元件35階梯形近端在該驅動軸12未強化及完全強化部分之間可提供更漸進之剛性過渡，其使該驅動軸12在該加強元件35近端處或其附近更能抗扭折。此外，該外徑縮減部分35a可在該加強元件35及該內層12b之間提供能促進接合之介面。於該方面，在本技術某些態樣中，使用合適之膠、熔接、焊料或其他黏合材料(未顯示)可將該加強元件35固定在該驅動軸12內。同樣地，如圖4A及圖4B所示，使用合適之膠、熔接、焊料或其他合適之黏合材料40可使該加強元件35遠端與該驅動軸12遠端固定。

圖5A及圖5B同樣描述根據本揭露內容態樣之一血管內血泵泵區段之例示性配置剖面圖。具體而言，圖5A描述該血管內血泵1遠端之一部分，而圖5B顯示該外殼11近端之放大圖。除以下之詳細描述，與圖1至圖4B共享編號之圖5A及圖5B之構件旨在識別上述相同結構。因此，前文討論關於如此構件之任一特徵及選擇可能同樣地施用在圖5A及圖5B之例示性配置中。

如圖4A及圖4B，圖5A及圖5B之實施例還包括具一階梯形近端之一加強元件35。同樣地，該外徑縮減部分35a可以在該外殼11近端段11a內之任何地方起始及終止。因此，如圖5A及圖5B之實施例所示，該外徑縮減部分35a可從限制構件33內一點延伸到該近端軸承13內一點，而該外徑增加部分35b從該近端軸承13內一點延伸到該驅動軸12遠端。然而，如將被理解者，在本技術某些態樣中，該外徑縮減部分35a可起始於該限制構件33近端或遠端且可延伸到該近端軸承13近端或遠端。同樣地，該外徑縮減部分35a可被配置為插入到該腔室12c內，而該外徑增加部分35b可被配置為裝在該驅動軸12一部分之外層12a內(其中內層12b被省略)。因此圖5A及圖5B之配置可提供與上述關於圖4A及圖4B相同之優勢。然而，藉由在該近端軸承13內該外徑縮減部分35a及該外徑增加部分35b之間定位該過渡，以及藉由在該限制構件33內定位該加強構件35近端，圖5A及圖5B所示之實施例還可減少該驅動軸12該等部分之彎曲，因此能進一步抗扭折。

圖6A描述根據本揭露內容態樣之一例示性泵外殼側視圖。圖6B描述圖6A之泵外殼沿線A-A之剖面圖。

圖6A及圖6B之例示性之泵外殼11可與任何本文所繪及/或所述之實施例一起使用。在此實施例中，該外殼11可包括周向寬度(circumferential widths)大於其徑向厚度之支柱。例如，在本技術某些態樣中，於點11a處，該支柱之周向寬度 w介於約1.2及1.8倍徑向厚度 t。例如，在某些具體實施例中，於點11a處，該支柱之周向寬度 w介於約1.2及1.3倍徑向厚度 t。在還另一態樣中，於點11a處，該支柱之周向寬度 w介於約1.26倍徑向厚度 t。在本技術某些態樣中，該外殼11之支柱可能分別於點11b、11c及11d處有此等相同比例(例如周向寬度 w介於1.2及1.8倍徑向厚度 t)。同樣地，在本技術某些態樣中，該支柱於點11a及11d處各自之寬度 w與徑向厚度 t比例相同，而該支柱於點11b及11c之比例稍微更正方些。例如，在某些態樣中，該支柱於點11a及11d處之周向寬度 w介於約1.2及1.8倍徑向厚度 t，而該支柱於點11b及11c處之周向寬度 w介於約1.0及1.60倍徑向厚度 t。在某些態樣中，該支柱於點11a及11d處之周向寬度 w介於約1.2及1.3倍徑向厚度 t，而該支柱於點11b及11c處之周向寬度 w介於約1.0及1.15倍徑向厚度 t。在還另一態樣中，該支柱於點11a及11d處之周向寬度 w約1.26倍徑向厚度 t，而該支柱於點11b及11c處之周向寬度 w介於約1.09倍徑向厚度 t。於此方面，在本技術某些態樣中，該徑向厚度 t可能在整個該外殼11保持一致，而該支柱之周向寬度 w會隨著外殼11長度變化。

可理解，增加如本文所述之該支柱之截面積可能造成該泵外殼11明顯變更硬因此更能抗扭折及/或塑性變形，特別是點11a及11d處或在該二點附近，其同樣可減少該驅動軸在經過該等相同點之扭折風險。此外，雖然增加該支柱周向寬度 w可能減少泵運行時血液流入流出該外殼11之面積，已發現有可能在本文所述範圍內增加該支柱周向寬度卻不會明顯地增加流動阻力及溶血。此外，已發現可能在本文所述範圍內增加該支柱周向寬度 w不會顯著增加壓縮該泵外殼所需的力且不會顯著增加相關植入力，其在某些情況下可能與壓縮泵外殼之彈性反衝力相關。

如本文所述，一導管可被配置用以在患者體內使用時控制該血管內血泵之位置。如圖7A所述及說明，例如，一套管22可被放在與該血管內血泵1近端連接之該導管一部分上。在某些態樣中，該套管可靠近並相鄰該血管內血泵之泵區段之出口。如上所述，該血管內血泵可經皮地經由主動脈插入到心臟中。在此情況下，該血管內血泵一般可被定位超出左心室之主動脈瓣，用以將血液從左心室牽拉出並將血液排入主動脈中。在某些具體實施例中，該血管內血泵遠端之一無損傷尖端9可有助於由心臟壁間隔並定位該血泵之泵區段。因此，在某些情況下，該泵區段可被定位在心臟壁或各種心臟結構附近，如二尖瓣。如以下之詳細描述，本文所述之套管在插入患者心臟時可更好地適應及更精確地控制該血管內血泵之泵區段位置(例如允許該泵區段定位在心室之頂部(遠離隔膜及二尖瓣))。

圖7A說明該血管內血泵1經由主動脈(AO)被插入到患者心臟(H)之心室(V)中。如此視圖所示，該導管5可具有：一遠端，連接到該血管內血泵1泵區段之近端；及一近端(未顯示)，位於患者脈管系統外並延伸在其間。一葉輪(未顯示)可被設在該泵區段中以使得血液從該血液流入口流到該血液流出口。該葉輪可用一馬達驅動，該馬達可在患者體內並與該血管內血泵1之單片集成或在患者體外。

在具體實施例中，該導管5具有一腔室(未顯示)，其延伸過該導管5。該導管5可具有一內徑，該驅動軸與該導管5之內壁間有一小間隙足以為該驅動軸提供空間，例如，約1.57 mm (對應於約5 French(Fr)之大小)。該導管5可具有約2.75至3.1 mm之外徑 (對應於約8至9 French(Fr)之大小)。

再次參考圖7A，該導管5可能被設置為在其上形成一彎曲區域19，在該彎曲區域19上放置一套管22。在某些具體實施例中，在被插入患者心臟H時，該彎曲區域19可影響該血管內血泵1之泵區段4位置。具體地，當該血管內血泵1經由主動脈(AO)被插入時，該套管22可沿著主動脈弓之平面，而該彎曲區域19可與該主動脈(AO)之內皮接觸，如圖7A所示，使得該血管內血泵1得到支撐且使得該無損傷尖端9與主動脈瓣正確對齊以將該泵區段4定位在心臟(H)之心室(V)頂部。為了正確地將該無損傷尖端9定位在心臟(H)之心室(V)頂部，該套管22需要儘可能地靠近該泵區段4且被導向該無損傷尖端9以藉由將該無損傷尖端9取向主動脈瓣中央而使瓣膜穿越最容易達成。如此之該無損傷尖端9之取向相對於該套管22約110度至150度，如圖7B及圖7C所示(例如120及140度之間)。所述之另一方式中，相對於該彎曲套管平放之平面，該無損傷尖端9可為平面外(out of plane)(正或負)110至150度之間，可擇地為120至140度，可擇地為130度。此在圖7B中很容易被觀察到，該套管22之平面為頁面而該無損傷尖端9之平面在頁面外且不與該頁面之平面垂直。圖7C，其係由該無損傷尖端9之角度來看，揭示該豬尾部分沿該套管22之平面以一角度延伸。雖然該無損傷尖端9被圖示為在相對於該彎曲套管22平面之平面外取向係如上述，可設想該無損傷尖端9及該彎曲套管22可被配置在相同平面上，當該血管內血泵1被插入患者體內並於其中定位時該套管22維持住平面內關係。

在某些具體實施例中，鑑於前文應理解，該無損傷尖端9還可被配置在相對於該導管彎曲部之平面外。在其他具體實施例中該無損傷尖端9還可被配置在該導管彎曲部之平面內。

當該血管內血泵1被插入主動脈(AO)時，界定在該導管5上之彎曲區域19之鬆弛狀態是用放在其上之可變形套管22來維持。該鬆弛狀態使該導管5之二個彎曲皆保持在其平面內且在該套管22及該無損傷尖端9間之平面外關係。在整個外科手術及在該血管內血泵1之運行過程中，該可變形套管22被設計成及被配置為在該血管內血泵1運行時被放在該導管彎曲區域19之中或其上以支撐該導管5。於此方面，該可變形套管22可被放在該導管之彎曲區域19上。該可變形套管還可被嵌入在該彎曲區域19之該導管5壁中(即在該導管內部)。在某些具體實施例中，該套管可被放在該導管外部上。在某些具體實施例中，一聚合物管可被連接到該導管，該套管可被放在該聚合物管及導管外部周圍。

參考圖8，在該套管22被耦合到該導管5(例如連接到該導管外部)之具體實施例中，該套管22之內徑可能較該導管5之外徑稍大，允許該套管22沿該導管5長度軸向移動以沿軸向施力放入該彎曲區域19中。一旦該套管22在該彎曲區域19處，該套管22可藉由膠合、聲波焊接等合適固定方式與該導管5牢固地固定。一位熟知該領域技術之人知道將該套管固接在該導管上之合適方式。在其他具體實施例中，該套管22可被嵌入在該導管5中，如上述。在某些具體實施例中，套管22可被嵌入在用於形成該導管5之聚合材料(如聚氨酯)中。應可理解，導管構造眾所周知，因此不在本文中詳述。在一實施例中，該導管5可以由在心軸上擠製之聚氨酯形成。在一實施例中，可以將編絞金屬(例如不銹鋼、鎳鈦諾等)拉到擠製之聚氨酯上並在管中熔化。然後將該套管22放在此結構上。然後更多聚合物(例如聚氨酯)可被形成在此結構上。在本技術某些態樣中，該套管22可被嵌入一材料中(或被一材料覆蓋)，該材料與該導管5相鄰區段之材料不同。例如，該導管5可包括一聚合物套管，其主要由一較硬較具剛性之聚合物形成(例如硬度在95A及72D之間者，如卡寶拉(Carbothane)72D)，但其包括與一套管22部分或完全重疊之一較軟聚合物之中間區段(例如硬度在55D及72D之間者)。在某些情況下，該套管22可被夾在聚合物之一內層及一外層之間，其中該内層及外層二者皆主要由具一中間區段之一較硬之聚合物形成。在某些態樣中，該內層中間區段可相對於該套管22交錯，且該套管22可進一步相對於該外層中間區段交錯，使得該構件之整體剛性變化較緩和。同樣地，在某些態樣中，該內層中間區段長度可與該外層中間區段長度不同，使得一套管22與一層之中間區段完全重疊(或部分重疊在其下)，同時延伸超出另一層之一端或二端。應可理解，在本技術某些態樣中，該導管5可採用剛才所述者額外之區段，例如一中等硬度(如65D-72D)之該中間區段之一側或兩側上之一區段。該導管5還可在此等區段之一或多者中採用額外之聚合物層。

該套管22可具有一預成型彎曲，其在施作中被放在該導管上會被拉直。在一實施例中，在一彎曲配置中藉由退火該套管使該套管22彎曲。可考慮其他用於形成該套管之加熱處理。在一實施例中，可在心軸上加熱該套管22以將該彎曲引入該套管22中。在施作中將該套管22放在該導管上時其將具有一可被拉直之預成型彎曲。在建造後該套管22將會鬆弛回復成其預成型彎曲。

在某些具體實施例中，該套管22可允許該導管5維持該預界定彎曲區域19使得插入患者心臟時可以實現將血管內血泵1之該泵區段4放在所欲位置。具體地，如上所述，在插入過程中該具套管22之導管5上之該預界定彎曲區域19有助於使該無損傷尖端9與該主動脈瓣能夠依所需對齊且還有助於將該無損傷尖端9定位在心室(V)之頂部。該套管22還可在其穿過主動脈弓時穩定及防止該泵區段4旋轉。該套管22還可在其被引入心臟中時避免進一步扭轉該導管5之需求以正確地將該泵區段4定位在心臟中，因為扭轉會造成患者脈管系統或心臟組織損傷。

參考圖9-圖11，在一具體實施例中，圖示之套管22被配置為被放在該導管5之彎曲區域19之上空(over)、之中(in)或之上(on)。圖9為該套管22透視圖，其中觀察到該平面彎曲。圖10為俯看透視圖，其中該套管22彎曲進入頁面中。圖11為該套管22之頂視圖，在頁面平面上可觀察到彎曲。該套管22可為環形且在一第一開放端24及一第二開放端26之間延伸(見圖9)。該套管22界定一部分開放之腔室25，其在該套管22之第一開放端24及該套管22之第二開放端26之間延伸。該腔室25可被調整大小使得該套管22可沿著該導管5在軸向上滑動(在導管組建之某階段中)，且被放在指定之該導管5之彎曲區域19中。在其他具體實施例中，該腔室25被調整大小而使其被嵌入該導管5之外層中。如本文所述，該指定之彎曲區域19可接近該泵區段4。在一具體實施例中，該彎曲區域19可能接近並相鄰該泵區段4。在其他具體實施例中，該彎曲區域19可能接近但非相鄰該泵區段4。

圖9-圖11中所示之套管22可包括一系列間隔之環形圈28，其中相鄰之圈28藉至少一對連接件29相連。在某些具體實施例中，該連接件29沒有對齊而是從一環圈對偏置另一環圈對。因此，複數個開口31可能在該套管22上於各環圈對之間形成並以交替重複方式排列以形成特定圖案。具體地，該複數個開口31在徑向上配對形成，其界定一個圍繞該套管22圓周之180度半圓。每個開口31可能圍繞該套管22圓周之大約一半延伸且以該連接件29分隔開。如上所述，成對之開口31可令該套管22上從一環圈對周向偏置另一環圈對以形成圖案，如圖9及圖10所示，成對之開口31彼此平行但以交替方式偏置。每個開口31，在該開口之連接件末端，有非一致之半徑。例如，該開口31各角之半徑(該連接件與圈相連處)與沿該連接件29及該環形圈28中之開口31端部之半徑不同。

該開口31之非一致半徑可在圖11中容易地被觀察到。在某些具體實施例中，每一環圈對會有二個連接件。在環圈對彼此之間該連接件可90度偏置使得每一組環圈對中只有在頂部之連接件29能被看見，但在另一個環圈對中二個連接件29都能被看見。應可理解，在其他具體實施例中，一或多個連接件可被使用在環圈對之間。應進一步理解，雖然在環圈對之間連接件數目會不同，但可能在全部環圈對之間使用相同數目之連接件。

觀察該二個環圈間之間隙“L”，可見在該連接件29與該環圈28過渡轉折處之半徑會比該二者轉折處間之半徑更緊密、更小。此為該開口31非一致半徑之意義所在。在平直配置時複數個環形圈28可以均一長度L間隔。圖11說明一縱向長度L，其在相鄰環圈29之縱向中心點之間測得。在某些情況下，當該套管22在平直位置時，該縱向長度L通常在該套管22長度上所有相鄰環圈28之間維持一致。

如圖10所示，該複數個開口31每一者之大小約略相同(例如長度、寬度及面積)使得當該套管22在平直位置時該複數個開口31也基本相同。該套管22之長度可被確定尺寸以在該導管5上延伸預界定該彎曲區域19之長度。如圖11中所示，彎折該套管22將在該彎曲頂部引入間隙變形，該間隙L在該彎曲之外部變大而該間隙L在該彎曲之內部變小。該複數個環圈28及連接件29之配置及設計可被配置為允許該套管22向不同方向彎折。

參考圖12-圖14，在第二具體實施例中，該套管122結構可包括一系列間隔之環形圈124，其藉由二個在該筒長度上延伸之軸向脊126連接而成(即無偏置)。如此之套管122包括在該軸向脊126兩側上之複數個第一開口128及複數個第二開口130，即該套管22對稱。如圖示，每一個第一開口128及第二開口130被界定在該套管122上並繞著該套管122圓周大約一半延伸，但此配置方式僅為例示。還可考慮一脊或多於二脊126之配置。如所示該脊126可彼此間隔約180度。然而，在有二脊之具體實施例中，可考慮45度至180度角距之角間距作為設計選擇。如所示，該複數個第一開口128可彼此平行，而該複數個第二開口130也可彼此平行，如圖13所示。

如圖13所示，例如，該複數個第一開口128每一者在第一個上定義(例如該套管122左側部分132)，而該複數個第二開口130每一者在第二個上定義(例如該套管122右側部分134)。該複數個第一開口128和第二開口130可位於橫向上且沿該套管122長度(或套管之縱軸)均勻分佈，在該複數個第一開口128和第二開口130之間形成該複數個環圈124，如圖12及圖13所示。

如所示，該複數個第一開口128和第二開口130每一者大小約略相同(例如長度、寬度及面積)使得當該套管122在平直位置時該複數個第一開口128和第二開口130也基本相同。該套管122之長度可被確定尺寸以在該導管5上延伸該預界定彎曲區域19之長度。

如圖14所示，該複數個環圈124每一者可與一對脊(或支持構件)126相互連接。每一個脊126基本上為平直配置且基本上與該套管122縱軸平行。該脊126可沿該套管122長度延伸，例如在該套管122第一開放端138及該套管122第二開放端140之間，且定位彼此完全相反。

如所示，當在平直配置時複數個環形圈124可為間隔之一致長度距離D。圖14說明一縱向長度距離D，其在相鄰環圈124之縱向中心點之間測得。典型地，當該套管122在平直位置時，在沿該套管122長度上所有相鄰環圈124之間該縱向長度距離D通常保持一致。然而，應理解在其他具體實施例中之相鄰環圈間該縱向長度距離D可改變。在某些具體實施例中，當該複數個第一開口128及第二開口130及該複數個環圈124允許該套管122彎折向左向右時，該脊126定義該套管122曲線上之弧。如上所述，在彎曲位置中，在曲線外側上之該距離D會稍大於在曲線內側上之該距離D。一導管可使用圖12-圖14所示之該套管以上述方式形成一導管。

圖15及圖16說明不同之套管，在圖15頁面中可看見該彎曲且延伸到圖16之頁面中(圖15及圖16二者皆為透視頂視圖)。參考圖15及圖16，在第三具體實施例中，該套管222可包括一系列間隔之環形圈224，其藉由一單軸脊226連接。複數個開口228被定義在貫穿整個套管222長度上之每一個環形圈224之間，但在每一環形圈224間橫過每一個開口228之該脊226除外。一導管可使用圖15及圖16所示之該套管以上述方式形成一導管。

參考圖17，在第四具體實施例中，該套管322(圖示為非彎曲)可包括一系列由複數個連接件326連接之間隔之環形圈324，該連接件位於每一個環形圈324之間。與本文所述之其他具體實施例一樣，該連接件326在環圈對間可能彼此周向偏置，造成成對之環圈324間之開口偏置。應理解該套管322可包括如圖9-11之具體實施例之替代具體實施例。在某些具體實施例中，使用圖17所示之套管以上述方式形成一導管。

參考圖18，在第五具體實施例中，該套管422(圖示為彎曲)可包括由貫穿該套管422長度之螺旋肋狀物形成之複數個菱形孔隙424。該螺旋圖案可能重疊及交叉以界定孔隙424之圖案。該複數個孔隙424可被形成在該套管422上以使該套管422彎折，同時仍能提供軸向剛性並維持軸向強度。使用圖18所示之套管以上述方式形成一導管。

參考圖19及圖20，在第六具體實施例中，該套管522(也被圖示為彎曲)可包括一系列被連接在一起之開放性的托架結構524(每個結構具有開放之頂部及開放之底部)。該套管522之托架結構524在此具體實施例中沒有圍繞該導管，但僅被設在該導管某一側。因此，該托架結構524之開放側朝向彼此彎曲以緊貼在該導管上。如圖20所示，每個托架結構524可具有一拱狀配置，其允許該托架結構部分包圍該導管。使用圖19及圖20所示之套管以上述方式形成一導管。

參考圖21及圖22，在第七具體實施例中，該套管622(圖示為彎曲)可包括一系列連接在一起之間隔更緊密之托架結構624(每個托架結構具有開放之頂部及開放之底部)。如圖22所示，每個托架結構624可包括一拱狀物，其在側視圖中相較於圖19及托架20托架結構之拱狀物更呈U形。在某些具體實施例中，使用圖21及圖22所示之套管以上述方式形成一導管。

參考圖23及圖24，在第八具體實施例中，該套管722(圖示為彎曲)可包括一系列環形圈結構724(每個結構有一開放頂部)，其藉由U形連接件連接在一起。在如此具體實施例中，該連接件可能全部都在該套管722同一側。在某些具體實施例中，使用圖23及圖24所示之套管以上述方式形成一導管。

該套管22, 122, 222, 322, 422, 522, 622, 722係由一或多個材料製成，其具有合適所需應用方式之性質，包括強度、重量、堅硬度等。該套管可具有可撓區以允許該套管被彎折成預定之配置，或具有可塑區以允許使用者根據患者個人需求調整支持結構。

該套管22, 122, 222, 322, 422, 522, 622, 722可由習知材料製成，其具生物可相同性(例如不銹鋼)。可擇地，該套管可包括形狀記憶材料或由形狀記憶材料製成(例如形狀記憶合金，特別為鎳鈦諾)。本文所述之套管可以任何習知方式形成(例如雷射切割)。因此此材料，該套管可能允許該導管彎折，即彈性變形，彎曲半徑介於15 mm及90 mm間、或介於18 mm及60 mm間、或介於21 mm及31 mm間。該彎曲半徑係相對於該導管中心軸測量。該所需之彎曲剛性特性主要由鎳鈦諾之超彈性特性產生。

在某些具體實施例中，一或多個套管可被用於在所需位置形塑該導管。應可理解，可使用其他方法來實行該導管部分之所需形狀(例如彎曲)。例如，可使用不具套管之鎳鈦諾線。在其他具體實施例中，該導管可被預彎折。在又一其他具體實施例，可使用克維拉纖維(Kevlar fibers)以維持該所需形狀(例如彎曲)。

現在轉到圖25-圖28，在某些具體實施例中，一套管(例如圖25-圖28之套管850，及/或圖7A-圖24之套管22, 122, 222, 322, 422, 522, 622, 722中任何一者)可在其近端或遠端之一或在近端及遠端二者形成應力消除區段。在如此具體實施例中，該應力消除區段在其被耦接至該套管一端時可協助減少導管5材料之應變峰。如此之應力消除區段可為相較於該套管總長之任何合適之長度。例如，在某些具體實施例中，一套管可介於15mm及30 mm間，而其應力消除區段為3mm-5 mm。

在某些具體實施例中，該應力消除區段可另該套管然後該導管5更具可撓性。如此之應力消除區段之剛性可藉多種方式配置，例如藉由選擇特定之長度、保持其長度與其徑度間之特定比例(如設定其長度為其徑度之至少0.5倍、至少1倍、至少1.5倍等)、選擇其使用多少支柱、選擇如此支柱之厚度、選擇該支柱之間距(pitch)(在使用螺旋支柱之情況)及/或藉由將具有特定硬度或可撓性之材料嵌入或覆蓋該支柱。

此外，在某些具體實施例中，該應力消除區段可被配置為具有一剛性，其隨著應力消除區段之長度而改變。在某些具體實施例中，該應力消除區段之剛性可被配置為由該套管主要區段(如具一或多個環形圈區段)這端往該應力消除區段那端不斷地減少。在某些具體實施例中，此可藉由在該應力消除區段中使用一或多個螺旋支柱來實現，該支柱寬度隨著應力消除區段長度而變化。於該方面，在圖25及圖26之實施例中，該三個支柱854之每一者在接近端部856時其厚度會不斷地縮減。在某些具體實施例中，藉由改變一或多個螺旋形支柱(例如支柱854)之間距，該應力消除區段之剛性可隨其長度而改變。在又一其他具體實施例中，應力消除區段一端之剛性可被調整基於每個螺旋支柱如何封端。例如，如圖27及圖28所示，每個螺旋支柱854可能以連到另一支柱之環狀物858封端，其可能使該末端剛性低於如圖25及圖26之末端856所示之用完整環圈封端每一個支柱之情況。此外，在某些具體實施例中，藉由改變在該應力消除區段長度上之導管5材料，該應力消除區段之剛性可隨其長度而改變。例如，在某些具體實施例中，可在該應力消除區段之一端使用較其另一端更硬及/或更具剛性類型之聚合物覆蓋該套管。同樣地，在某些具體實施例中，可在該應力消除區段之一端使用較其另一端更厚之聚合物層來覆蓋該套管。

圖25-圖28之應力消除區段852可以任何合適方式形成，包括使用任何上述關於圖7A-圖24之套管22, 122, 222, 322, 422, 522, 622, 722之方法。因此，例如，在某些具體實施例中，該應力消除區段852可經由雷射切割合適原材料之片材或管材成直線構形形成(例如形狀記憶合金，如鎳鈦諾)。然後可以對該板材或管材進行加工(例如經由熱處理)以實現所需熱處理。

圖29及圖30說明根據本文設計之其他具體實施例之一血管內血泵1000之額外實施例。如此等視圖所示，且類似於本文所述其他泵，該血管內血泵1000可包括一導管1005及一泵區段1004，其被裝在該導管1005遠端區域。該泵區段1004可包括一轉子(未顯示)，其允許血液從一血液流入口1006流到一血液流出口1007。如圖29及圖30所示，該泵還可包括一可撓無損傷尖端1009，例如一豬尾部分，其可被配置為促進取代患者血管系統中之泵。在某些具體實施例中，如圖29所示，該豬尾部分可包括一直線構形。同樣地，在某些具體實施例中，如圖30所示，該豬尾部分可包括一彎曲構形。

如圖29及圖30所示，該血管內血泵1000可包括有該導管1005穿過之下游管道1020。如前文，該下游管道1020可由一或多可撓材料製成，使得患者心臟在泵送時其可被主動脈瓣壓縮。例如，該下游管道1020可包括一氣球。同樣在某些具體實施例中，該下游管道1020可被配置為由於該轉子10轉動時所產生之血流導致其擴展。

該下游管道1020及該導管1005可具有任何合適之形狀及配置。例如，如圖2所示，該下游管道20及該導管5可包括一平直配置。在其他具體實施例中，如圖29及圖30所示，該導管1005可包括一彎曲配置。在如此具體實施例中，該下游管道1020還可包括一彎曲配置，其具有該彎曲導管1005延伸通過該彎曲下游管道1020。應可理解，在具體實施例中，該導管1005還可包括一或多個直直線區區域(例如該彎曲部之下游或上游)，該下游管道1020還具有對應之直線區域。

在具體實施例中，其中該導管1005及該下游管道1020二者皆彎曲，該導管彎曲角度(例如半徑)與該下游管道之彎曲角度(例如半徑)可能相同(例如45º ± 10º)。在其他具體實施例中，該導管之彎曲角度與該下游管道之彎曲角度可能不同。例如，該導管之彎曲角度可包括45º ± 10º 而該下游管道之彎曲角度可包括30º ± 10º。在如此具體實施例中，彎曲角度之差異可能是因為該導管與該管道材料之差異以及該導管及管道在患者體內之表現方式。

在其他具體實施例中，彎曲角度之差異可用於說明插入過程中之泵活動。例如，用於將泵插入患者體內，該泵首先縮回到導引護套中，其後被推進到患者脈管系統中。在如此具體實施例中，該導管及下游管道二者在輸送過程中皆在該導引護套中維持筆直配置。此外，當該泵從導引器部署並進入患者體內，該導管及該下游管道可能不會反彈到相同之彎曲角度。例如，在某些具體實施例中，在部署後，該導管可能不會回復到45º ± 10º之彎曲角度。相反地，一旦從該導引護套部署，該導管可具有不同之彎曲角度。在某些具體實施例中，該導管及該下游管道之初始彎曲角度可被配置為在其形成時即不相同，但在放到體內(及從導引護套部署)後會變成相類似。

某些具體實施例中該血液流入口1006及該血流流出口1007間之該下游管道1020長度可能較其他具體實施例更長(比較圖2中該血液流入口6及該血液流出口7間的該下游管道20數目與圖29及圖30中該血液流入口1006及該血液流出口1007間的該下游管道1020數目)。由圖31及圖32所示之泵可看到，該血液流入口1006及該血流流出口1007間之下游管道1020長度更長可令該血管內血泵1000在患者體內時更容易確保該血管內血泵1000被正確放置橫越該瓣膜3102，及/或更容易確保該泵1000不太可能不小心地偏離其預期位置(例如偏移而使得該血液流入口1006及該血液流出口1007之終端皆在該瓣膜3102之同一側，偏移而使得該血液流入口1006或該血液流出口1007被該瓣膜3102完全或部分地覆蓋等)。由圖31及圖32所示之泵應可知，在該導管1005及/或該下游管道1020中放置一彎曲同樣可令該泵在患者體內時更容易確保該血管內血泵1000將穩定地橫越過該瓣膜3102，及/或更容易確保該血管內血泵1000不太可能偏離其預期位置。例如，在某些具體實施例中，介於該血液流入口(如血液流入口6, 1006)及該血液流出口(如血液流出口7, 1007)間之下游管道(如下游管道20, 1020)長度可能大於20 mm、大於30 mm、大於40 mm、大於50 mm、大於60 mm、大於70 mm或甚至大於80 mm。

本文使用之術語“約”與本領域普通技術人員用於解釋所述關於尺寸或數量或數值之術語一致。亦即，該術語“約”表示在所示數值中可能存在一定之變異性，但仍可能達成所示數值之目標。若無明確聲明，所示數值+/- 10%被包括在該術語“約”範圍內。

根據上述內容並參考各種附圖，本領域技術人員將可理解在不悖離本揭露內容範圍之情況下還可以對本揭露內容進行某些修改。雖然在圖式中顯示本揭露內容數種具體實施例，但非旨在將本揭露內容限制於此，其旨在使本揭露內容範圍應在本領域允許範圍內盡可能廣泛且應以類似方式解釋本說明書。因此，以上描述不應被解釋具限制性，而僅在作為特定具體實施例之例示。本領域技術人員將可設想出在所附之專利請求項之範圍及精神內之其他修改。

例示性實施方式

如已描述者，本文所述之血管內血泵可以用各種方式實施。於此方面，前述揭露內容旨在包括但不限於以下例示性實施方式類型中所述之系統、方法及其組合及子組合。

類型A：

A0.  一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分之該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層、一纏繞或編織線之內層及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支驅動軸包括撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中； 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點，其中一導管具有一遠端及一預界定彎曲區域，該預界定彎曲區域被定位於該遠端近處 ； 其中該導管包括一套管，其被配置用以控制該泵送裝置在患者心臟中之位置，該套管包括： 複數個環形圈； 至少一連接件，該至少一連接件位於每一個環形圈之間，供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少一連接件與相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每個圈之間； 其中該套管被配置用以與該導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在該導管之預界定彎曲區域上，從而在該預界定彎曲區域處提供該導管中之一預界定回彈彎曲。

A1.  一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分之該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層、一纏繞或編織線之內層及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中； 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點，其中一導管具有一遠端及一預界定彎曲區域，該預界定彎曲區域被定位在該遠端之近處； 其中該導管包括一套管，其被配置用以控制該泵送裝置在患者心臟中之位置，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，該至少二個連接件位於每一個環形圈之間，供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每個圈之間； 其中該套管被配置為與該導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在該導管之預界定彎曲區域上，從而在該預界定彎曲區域處提供該導管中之一預界定回彈彎曲。

A2.如A1所述之血管內血泵，其中該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。

A3.如A1-A2中任一者所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。

A4.如A3所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置為防止該軸承套管脫離該外軸承環。

A5.如A1-A4中任一者所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及一外徑增加部分。

A6.如A5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。

A7.如A5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。

A8.如A6所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到該遠端軸承內一點。

A9.如A8所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

A10.如A7所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

A11.如A10所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

A12.如A1-A11中任一者所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

A13.如A1-A12中任一者所述之血管內血泵，其中該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。

A14.如A13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。

A15.如A13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。

A16.如A13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

A17.如A14所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。

A18.如A15所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。

A19.如A16所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

A20.如A17所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.6倍該徑向厚度。

A21.如A18所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。

A22.如A19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

A23.如A19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.09倍該徑向厚度。

A24.如A20所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.6倍該徑向厚度。

A25.如A21所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。

A26.如A22所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

A27.如A23所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為約1.09倍該徑向厚度。

A28.如A1-A28中任一者所述之血管內血泵，其中該外殼包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

A29.如A5所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分被配置為適於在一部分該驅動軸中之該纏繞或編織線之外層內，其中該纏繞或編織線之內層被省略。

A30.如A1-A29中任一者所述之血管內血泵，其進一步包括該血泵遠端處之一無損傷尖端。

A31.如A30所述之血管內血泵，其中在該血泵被插入患者心臟中時該導管之預界定彎曲區域適於與主動脈內皮接觸，從而支撐該泵送裝置並使該無損傷尖端對準患者心臟主動脈瓣，從而將該泵送裝置定位在患者心室中。

A32.如A31所述之血管內血泵，其中相對於該彎曲套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端在平面外110至140度之間，其中相對於該彎曲套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端還可擇地在平面外120至130度之間，其中相對於該彎曲套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端還可擇地在平面外130度。

A33.如A1-A29中任一者所述之血管內血泵，其中該複數個開口在徑向上配對形成，其界定一個圍繞該套管圓周之180度半圓。

A34.如A33所述之血管內血泵，其中每個開口圍繞該套管圓周約一半延伸且每個開口在開口末端有一連接件。

A35.如A34所述之血管內血泵，其中該在徑向上被配對形成之開口共用一軸並以交替方式在橫向上相互偏置。

A36.如A1-A29中任一者所述之血管內血泵，其中，當該套管延平直配置時，複數個環形圈以均勻距離間隔開。

A37.如A1-A29中任一者所述之血管內血泵，其中該套管長度對應於該導管上該預界定彎曲區域之長度。

A38.如A1-A29中任一者所述之血管內血泵，進一步包括在該套管遠端及/或近端處之一應力消除區段。

A39.如A38所述之血管內血泵，其中該應力消除區段包括與該套管其餘部分不同之剛性。

A40.如A39所述之血管內血泵，其中該應力消除區段包括一或多個支柱。

A41.如A40所述之血管內血泵，於其該一或多個支柱包括一或多個螺旋支柱。

A42.如A39所述之血管內血泵，其中一圖案形狀可以經由一平面圖案捲繞形成。

類型B：

B1.  一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中；且 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點； 其中該導管包括一套管，其被配置用以控制該泵送裝置在患者心臟中之位置，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，該至少二個連接件位於每一個環形圈之間供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每個圈之間； 其中該套管被配置為與該導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在該導管之預界定彎曲區域上，從而在該預界定彎曲區域提供該導管中之一預界定回彈彎曲。

B2.如B1所述之血管內血泵，其中該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。

B3.如B1或B2所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。

B4.如B3所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置為防止該軸承套管脫離該外軸承環。

B5.如B1至B4中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及一外徑增加部分。

B6. 如B5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。

B7.如B5或B6所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。

B8. 如B5至B7中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到 該遠端軸承內一點。

B9. 如B1至B8中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

B10. 如B1至B9中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

B11. 如B1至B10中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分被配置為適於在一部分該驅動軸中之該驅動軸外層內，其中該內層被省略。

B12. 如B1至B11中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

B13. 如B1至B12中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

B14. 如B1至B13中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。

B15.如B14所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

B16.如B14或B15所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

B17. 如B14至B16中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

B18. 如B14至B17中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

B19. 如B14至B18中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

B20. 如B14至B19中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

B21. 如B1至B20中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼中至少一者包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

B22. 如B1至B21中任一項所述之血管內血泵，其中該血管內血泵包括ㄧ泵區段，其中該泵區段包括該轉子。

B23. 如B22所述之血管內血泵，其中該轉子被配置為使血液從該泵區段遠端處之血液流入口流到位於該血液流入口近端之血液流出口。

B24. 如B22或B23所述之血管內血泵，其中該泵區段包括該外殼。

B25. 如B1至B24中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼中至少一者可壓縮，使得該轉子及該外殼中至少一者處於壓縮狀態時該血管內血泵可以穿過患者血管系統插入到患者心臟中，且使得該泵區段一旦被定位在其目標位置該轉子及該外殼中可在該血管系統中擴展。

B26. 如B1至B25中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件為實心棒或線。

B27. 如B1至B26中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件被同軸佈置在該驅動軸內。

B28. 如B1至B27中任一項所述之血管內血泵，其中該驅動軸及/或該加強元件沿其部分或全部長度為中空。

B29. 如B1至B28中任一項所述之血管內血泵，其中該遠端軸承包括一外套管，其容納一螺旋軸承。

B30.如B29所述之血管內血泵，其中該螺旋軸承被配置用以圍繞該驅動軸。

B31. 如B1至B28中任一項所述之血管內血泵，其進一步包括在該血泵遠端處之一無損傷尖端。

B32. 如B31所述之血管內血泵，其中在該血泵被插入患者心臟中時該導管之預界定彎曲區域被配置為與主動脈內皮接觸，從而支撐該泵送裝置並使該無損傷尖端對準患者心臟主動脈瓣，從而將該泵送裝置定位在患者心室中。

B33.如B32所述之血管內血泵，其中在該血泵被插入患者心臟中時該導管之預界定彎曲區域適於與主動脈內皮接觸，從而支撐該泵送裝置並使該無損傷尖端對準患者心臟主動脈瓣，從而將該泵送裝置定位在患者心室中。

B34.如B33所述之血管內血泵，其中相對於該套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端在平面外110至140度之間，其中相對於該套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端還可擇地在平面外120至130度之間，其中相對於該套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端還可擇地在平面外130度。

B35. 如B1至B28中任一項所述之血管內血泵，其中該複數個開口在徑向上配對形成，其界定一個圍繞該套管圓周之180度半圓。

B36. 如B35所述之血管內血泵，其中每個開口圍繞該套管圓周約一半延伸且每個開口在開口末端有一連接件。

B37. 如B36所述之血管內血泵，其中該在徑向上被配對形成之開口共用一軸並以交替方式在橫向上相互偏置。

B38. 如B1至B28中任一項所述之血管內血泵，其中，當該套管延平直配置時，複數個環形圈以均勻距離間隔開。

B39. 如B1至B28中任一項所述之血管內血泵，其中該套管長度對應於該導管上該預界定彎曲區域長度。

類型C：

C1.  一血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分之該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中； 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點，其中一導管具有一遠端及一預界定彎曲區域，該預界定彎曲區域被定位在該遠端之近端； 其中該導管包括一套管，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，其位於該複數個環形圈中之每一者之間供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與至少一者相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每一個環形圈之間並以交替重複的方式排列； 其中該套管被配置用以與一導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在一導管之預界定彎曲區域上， 從而在該導管中提供一預界定回彈彎曲。

C2.如C1所述之血管內血泵，進一步包括一應力消除區域於該套管之一近端及/或遠端。

類型D：

D1.  一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中；且 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點； 該導管包括一套管，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，其位於該複數個環形圈中之每一者之間供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與至少一者相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每一個環形圈之間並以交替重複的方式排列， 其中該套管被配置用以與一導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在一導管之預界定彎曲區域上， 從而在該導管中提供一預界定回彈彎曲。

類型E：

E1.  一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分之該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及一被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中；且 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

E2.如E1所述之血管內血泵，其中該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。

E3. 如E1-E2中任一項所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。

E4.如E3所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置用以防止該軸承套管脫離該外軸承環。

E5. 如E1-E4中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及一外徑增加部分。

E6.如E5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。

E7.如E5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。

E8.如E6所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到 該遠端軸承內一點。

E9.如E5所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

E10. 如E7所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

E11. 如E10所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

E12. 如E1-E11中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

E13. 如E1-E11中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。

E14. 如E13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。

E15. 如E13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。

E16. 如E13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

E17. 如E14所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。

E18. 如E15所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。

E19. 如E16所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

E20. 如E17所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.6倍該徑向厚度。

E21. 如E18所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。

E22.如E19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

E23.如E19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

E24. 如E20所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為界於1.0及1.6倍該徑向厚度。

E25. 如E21所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。

E26. 如E22所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

E27. 如E23所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

E28. 如E1-E27中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

E29. 如E5所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分被配置為適於在一部分該驅動軸中之該纏繞或編織線之外層內，其中該纏繞或編織線之內層被省略。

E30. 如E1所述之血管內血泵，進一步包括一下游管道，其被連接至該外殼及穿過該導管所在之處，其中該下游管道被折彎。

E31. 如E30所述之血管內血泵，其中該下游管道係由可撓材料製成，以使得其可被壓縮或擴展。

E32. 如E31所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度不同。

E33. 如E32所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度為30º ± 10º而該導管之彎曲角度為45º ± 10º。

E34. 如E30所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度相同。

類型F：

F1. 一血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件，其中該驅動軸被旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中；其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

F2.如F1所述之血管內血泵其中該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。

F3.如F1或F2所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。

F4.如F3所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置為防止該軸承套管脫離該外軸承環。

F5. 如F1至F4中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及 一外徑增加部分。

F6. 如F5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。

F7. 如F5或F6所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。

F8. 如F5至F7中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到 該遠端軸承內一點。

F9. 如F1至F8中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

F10. 如F1至F9中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。

F11. 如F1至F10中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分被配置為適於在一部分該驅動軸中之該驅動軸外層內，其中該內層被省略。

F12. 如F1至F11中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。

F13. 如F1至F12中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

F14. 如F1至F13中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。

F15.如F14所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第一點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

F16.如F14或F15所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第二點處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

F17. 如F14至F16中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

F18. 如F14至F17中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。

F19. 如F14至F18中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

F20. 如F14至F19中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，多個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。

F21. 如F1至F20中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼中至少一者包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。

F22. 如F1至F21中任一項所述之血管內血泵，其中該血管內血泵包括一泵區段，其中該泵區段包括該轉子。

F23. 如F22所述之血管內血泵，其中該轉子被配置用以使血液從該泵區段遠端處之血液流入口流到位於該血液流入口近端之血液流出口。

F24.如F22或F23所述之血管內血泵，其中該泵區段包括該外殼。

F25. 如F1至F24中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼之至少一者可壓縮，使得該轉子及該外殼中至少一者處於壓縮狀態時該血管內血泵可以穿過患者血管系統插入到患者心臟中，且使得該泵區段一旦被定位在其目標位置該轉子及該外殼中可在該血管系統中擴展。

F26. 如F1至F25中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件為實心棒或線。

F27. 如F1至F26中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件被同軸佈置在該驅動軸內。

F28. 如F1至F27中任一項所述之血管內血泵，其中該驅動軸及/或該加強元件沿其部分或全部長度為中空。

F29. 如F1至F28中任一項所述之血管內血泵，其中該遠端軸承包括一外套管，其容納一螺旋軸承。

F30.如F29所述之血管內血泵，其中該螺旋軸承被配置用以圍繞該驅動軸。

F31.如F1所述之血管內血泵，其中該導管包括一彎曲導管。

F31.如F31所述之血管內血泵，其進一步包括一下游管道，其被連接至該外殼及穿過該導管所在之處，其中該下游管道被折彎。

F32.如F31所述之血管內血泵，其中該下游管道係由可撓材料製成，以使得其可被壓縮或擴展。

F33.如F31所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度不同。

F34.如F33所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度為30º ± 10º且該導管之彎曲角度為45º ± 10º。

F35.如F31所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度相同。

1:血管內血泵 2:左心室 3:人類心臟 4:泵區段 5:導管 6:血液流入口 7:血液流出口 8:電動馬達 9:無損傷尖端 10:轉子 11:外殼 12:驅動軸 12a:外層 12b:內層 12c:腔室 13:近端軸承 19:彎曲區域 20:下游管道 22:套管 24:第一開放端 25:腔室 26:第二開放端 28:環形圈 29:連接件 30:軸承套管 30a:近部 30b:遠部 31:開口 32:外軸承環 33:限制構件 34:貫穿孔 35:加強元件 35a:外徑縮減部分 35b:外徑增加部分 36:凹陷/凹槽 37:外套管 38:螺旋軸承 39:遠端軸承 40:黏合材料 41:篩網 122:套管 124:環形圈 126:軸向脊 128:第一開口 130:第二開口 132:左側部分 134:右側部分 138:第一開放端 140:第二開放端 222:套管 224:環形圈 226:脊 228:開口 322:套管 324:環圈 326:連接件 422:套管 424:孔隙 522:套管 524:托架結構 622:套管 624:托架結構 722:套管 724:環形圈結構 850:套管 852:應力消除區段 854:支柱 856:端部 858:環狀物 1000:血管內血泵 1004:泵區段 1005:導管 1006:血液流入口 1007:血液流出口 1009:無損傷尖端 1020:下游管道 3102:瓣膜

圖1描述根據本揭露內容態樣之位於心臟左心室內之一例示性血管內血泵。 圖2描述根據本揭露內容態樣之一例示性血管內血泵。 圖3描述根據本揭露內容態樣之血管內血泵之該泵區段近端之一例示性配置剖面圖。 圖4A及4B描述根據本揭露內容態樣之血管內血泵之該泵區段之一例示性配置剖面圖。 圖5A及5B描述根據本揭露內容態樣之血管內血泵之該泵區段之一例示性配置剖面圖。 圖6A描述根據本揭露內容態樣之一例示性泵外殼側視圖。 圖6B描述圖6A之該泵外殼沿線A-A之剖面圖。 圖7A說明具一導管之血管內血泵，其通過主動脈被放在患者心臟中。 圖7B說明一血管內血泵，其具有一導管及放在其上之一套管。 圖7C為圖7B該具導管之血管內血泵之底視圖。 圖8說明圖7A該導管之一部分，其具有放在其上之套管。 圖9為該套管第一具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖10為圖9之套管之另一透視圖。 圖11為圖9之套管之頂視圖。 圖12為該套管第二具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖13為圖12之套管之另一透視圖。 圖14為圖12之套管之頂視圖。 圖15為該套管第三具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖16為圖15之套管之另一透視圖。 圖17為該套管第四具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖18為該套管第五具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖19為該套管第六具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖20為圖19之套管之側視圖。 圖21為該套管第七具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖22為圖21之套管之側視圖。 圖23為該套管第八具體實施例之透視圖，其被配置用以與圖7A血管內血泵之導管一起使用。 圖24為圖23之套管之側視圖。 圖25為根據某些具體實施例具有一應力消除區段之套管之一部分之透視圖。 圖26為圖25套管之應力消除區段之該套管側視圖。 圖27根據另一具體實施例具有一應力消除區段之套管之透視圖。 圖28為圖27之應力消除區段之放大側視圖。 圖29說明一血管內血泵，其具有一導管及一套管部分。 圖30說明一血管內血泵之另一具體實施例，其具有一導管及一套管部分。 圖31說明具一導管之一血管內血泵，其通過主動脈被放在患者心臟中。 圖32為放在患者心臟中之圖27血管內血泵之另一視圖。

1:血管內血泵

2:左心室

3:人類心臟

4:泵區段

5:導管

6:血液流入口

7:血液流出口

8:電動馬達

9:無損傷尖端

Claims (91)

1. 一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，該驅動軸至少一部分具可撓性，該驅動軸包括纏繞或編織線之一外層、纏繞或編織線之一內層及被佈置在至少該纏繞或編織線外層內之一加強元件； 其中該驅動軸被可旋轉地支撐在位於該轉子近端之一近端軸承中及位於該轉子遠端之一遠端軸承中；及 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。
2. 如請求項1所述之血管內血泵，其中該加強元件從該近端軸承附近延伸到該遠端軸承內一點。
3. 如請求項1或2所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。
4. 如請求項3所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置為防止該軸承套管脫離該外軸承環。
5. 如請求項1至4中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及一外徑增加部分。
6. 如請求項5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。
7. 如請求項5所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。
8. 如請求項6所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到該遠端軸承內一點。
9. 如請求項5所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。
10. 如請求項7所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。
11. 如請求項10所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點間被省略。
12. 如請求項1至11中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。
13. 如請求項1至12中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括圍繞該轉子之一籠體，該籠體具有複數個支柱。
14. 如請求項13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。
15. 如請求項13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。
16. 如請求項13所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
17. 如請求項14所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.8倍該徑向厚度。
18. 如請求項15所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.2及1.3倍該徑向厚度。
19. 如請求項16所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
20. 如請求項17所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.6倍該徑向厚度。
21. 如請求項18所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。
22. 如請求項19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
23. 如請求項19所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。
24. 如請求項20所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.6倍該徑向厚度。
25. 如請求項21所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為介於1.0及1.15倍該徑向厚度。
26. 如請求項22所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
27. 如請求項23所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。
28. 如請求項1至27中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。
29. 如請求項5所述之血管內血泵，其中在一部分該驅動軸中該外徑增加部分被配置為適於在該纏繞或編織線之外層內，其中該纏繞或編織線之內層 被省略。
30. 如請求項1所述之血管內血泵，進一步包括一下游管道，其被連接至該外殼且穿過該導管所在之處，其中該下游管道被折彎。
31. 如請求項30所述之血管內血泵，其中該下游管道係由可撓材料製成，以使得其可被壓縮或擴展。
32. 如請求項31所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管彎曲角度不同。
33. 如請求項32所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度為30º ± 10º而該導管彎曲角度為45º ± 10º。
34. 如請求項30所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度相同。
35. 一種血管內血泵，其包括： 一導管； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端；及 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及一被佈置在至少該纏繞或編織線之外層內之加強元件； 其中該驅動軸被旋轉地支撐在一近端軸承中，該近端軸承位於該轉子近端而一遠端軸承位於該轉子遠端；及 其中該加強元件從至少該近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。
36. 如請求項35所述之血管內血泵，其中該加強元件從該近端軸承之鄰近點延伸到該遠端軸承內一點。
37. 如請求項35或36所述之血管內血泵，其中該近端軸承包括連接至該驅動軸之一軸承套管及連接至該外殼之一外軸承環，該軸承套管被配置為在該外軸承環內旋轉。
38. 如請求項37所述之血管內血泵，其進一步包括附接至該外殼且位於該近端軸承附近之一限制元件，其被配置為防止該軸承套管脫離該外軸承環。
39. 如請求項35至38中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括一階梯形近端，其具有一外徑縮減部分及一外徑增加部分。
40. 如請求項39所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該導管與該外殼連接處之一點或實質上該連接處附近延伸到該限制元件內一點。
41. 如請求項39或40所述之血管內血泵，其中該外徑縮減部分從該限制元件內一點延伸到該近端軸承內一點。
42. 如請求項39至41中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從該限制元件內一點延伸到該遠端軸承內一點。
43. 如請求項35至42中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該限制元件內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。
44. 如請求項35至43中任一項所述之血管內血泵，其中該外徑增加部分從近端軸承內一點延伸到該遠端軸承內一點。
45. 如請求項35至44中任一項所述之血管內血泵，其中在一部分該驅動軸中該外徑增加部分被配置為適於在該驅動軸之外層內，其中該內層被省略。
46. 如請求項1至45中任一項所述之血管內血泵，其中該纏繞或編織線之內層在該近端軸承內一點及該遠端軸承內一點之間被省略。
47. 如請求項1至46中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。
48. 如請求項1至47中任一項所述之血管內血泵，其中該外殼包括一籠體圍繞該轉子，該籠體具有複數個支柱。
49. 如請求項48所述之血管內血泵，其中，於該轉子近端一第一點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
50. 如請求項48或49所述之血管內血泵，其中，於該轉子遠端一第二點處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
51. 如請求項48至50中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
52. 如請求項48至51中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.26倍。
53. 如請求項48至52中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子近端一第三點且於該第一點遠端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。
54. 如請求項48至53中任一項所述之血管內血泵，其中於該轉子遠端一第四點且於該第二點近端處，該複數個支柱中之每一支柱具有周向寬度及徑向厚度，該周向寬度為該徑向厚度之約1.09倍。
55. 如請求項48至54中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼中至少一者包括鎳鈦諾或超剛性鎳鈦諾。
56. 如請求項48至55中任一項所述之血管內血泵，其中該血管內血泵包括一泵區段，其中該泵區段包括該轉子。
57. 如請求項56所述之血管內血泵，其中該轉子被配置為使血液從該泵區段遠端處之血液流入口流到位於該血液流入口近端之血液流出口。
58. 如請求項56或57所述之血管內血泵，其中該泵區段包括該外殼。
59. 如請求項35至58中任一項所述之血管內血泵，其中該轉子及該外殼中至少一者可壓縮，使得該轉子及該外殼中至少一者處於壓縮狀態時該血管內血泵可以穿過患者血管系統插入到患者心臟中，且使得該泵區段一旦被定位在其目標位置該轉子及該外殼可在該血管系統中擴展。
60. 如請求項35至59中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件為實心棒或線。
61. 如請求項35至60中任一項所述之血管內血泵，其中該加強元件被同軸佈置在該驅動軸內。
62. 如請求項35至61中任一項所述之血管內血泵，其中該驅動軸及/或該加強元件沿其部分或全部長度為中空。
63. 如請求項35至62中任一項所述之血管內血泵，其中該遠端軸承包括一外套管，其容納一螺旋軸承。
64. 如請求項63所述之血管內血泵，其中該螺旋軸承被配置為圍繞該驅動軸。
65. 如請求項35所述之血管內血泵，其中該導管包括一彎曲導管。
66. 如請求項65所述之血管內血泵，其進一步包括一下游管道，其被連接至該外殼及穿過該導管所在之處，其中該下游管道被折彎。
67. 如請求項65所述之血管內血泵，其中該下游管道係由可撓材料製成，以使得其可被壓縮或擴展。
68. 如請求項65所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度不同。
69. 如請求項67所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度為30º ± 10º而該導管之彎曲角度為45º ± 10º。
70. 如請求項65所述之血管內血泵，其中該下游管道之彎曲角度與該導管之彎曲角度相同。
71. 一種血管內血泵，其包括： 一導管，其具有一遠端及一預界定彎曲區域，該預界定彎曲區域被定位於該遠端之近處； 一泵送裝置，其被連接到該導管之遠端；及 一套管，其被配置用以控制該泵送裝置在患者心臟中之位置，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，該至少二個連接件位於每個環形圈之間，供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與相鄰連接件偏置；及 複數個開口 在每個圈之間形成； 其中該套管被配置為與該導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在該導管之預界定彎曲區域上，從而在該預界定彎曲區域處在該導管中提供一預界定回彈彎曲。
72. 如請求項71所述之血管內血泵，其進一步包括在該血管內血泵遠端處之一無損傷尖端。
73. 如請求項72所述之血管內血泵，其中在該血管內血泵被插入患者心臟中時該導管之預界定彎曲區域適於與主動脈內皮接觸，從而支撐該泵送裝置並使該無損傷尖端對準患者心臟主動脈瓣，從而將該泵送裝置定位在患者心室中。
74. 如請求項73所述之血管內血泵，其中相對於該套管在彎曲時平放之平面，該無損傷尖端在平面外(out of plane)110至140度之間，可擇地120至130度，及可擇地130度。
75. 如請求項71所述之血管內血泵，其中該複數個開口在徑向上配對形成，其界定一個圍繞該套管圓周之180度半圓。
76. 如請求項75所述之血管內血泵，其中每個該開口圍繞該套管圓周約一半延伸且每個開口在開口末端有一連接件。
77. 如請求項76所述之血管內血泵，其中該在徑向上被配對形成之開口共用一軸並以交替方式在橫向上相互偏置。
78. 如請求項71所述之血管內血泵，其中，當該套管延平直配置時，複數個環形圈以均勻距離間隔開。
79. 如請求項71所述之血管內血泵，其中該套管長度對應於該導管上該預界定彎曲區域長度。
80. 如請求項71所述之血管內血泵，進一步包括在該套管遠端及/或近端處之一應力消除區域。
81. 如請求項80所述之血管內血泵，其中該應力消除區域包括一剛性，其與該套管其餘部分不同。
82. 如請求項80所述之血管內血泵，其中該應力消除區段包括一或多個支柱。
83. 如請求項82所述之血管內血泵，於其該一或多個支柱包括一或多個螺旋支柱。
84. 如請求項83所述之血管內血泵，其中一圖案形狀可以經由一平面圖案捲繞形成。
85. 一種導管套管，其包括： 複數個環形圈； 至少二連接件，其位在該複數個環形圈中之每一者間供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與至少一相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每一環形圈之間且以交替重複方式排列； 其中該套管被配置為與一導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在一導管之預界定彎曲區域上，從而在該導管中提供一預界定回彈彎曲。
86. 如請求項85所述之導管套管 ，其進一步包括在該套管遠端及/或近端處之一應力消除區域。
87. 如請求項86所述之導管套管，其中該應力消除區域包括一剛性，其與該套管其餘部分不同。
88. 如請求項86所述之導管套管，其中該應力消除區段包括一或多個支柱。
89. 如請求項88所述之導管套管，於其該一或多個支柱 包括一或多個螺旋支柱。
90. 如請求項89所述之導管套管，其中一圖案形狀可以經由一平面圖案捲繞形成。
91. 一種血管內血泵，其包括： 一導管，其具有一遠端及一預先界定之彎曲區域，其位於該遠端近處； 一外殼，其中裝有一轉子，該外殼被連接到該導管之遠端； 一驅動軸，其延伸通過該導管且被連接到該轉子，至少一部分該驅動軸具可撓性，該驅動軸包括一纏繞或編織線之外層，一纏繞或編織線之內層，及一被佈置在至少該纏繞或編織線之外層內之加強元件；及 一套管，其被配置為控制該泵送裝置在患者心臟中之位置，該套管包括： 複數個環形圈； 至少二個連接件，其位於每一個環形圈之間供用於連接該複數個環形圈中之每一者，該至少二個連接件與相鄰連接件偏置；及 複數個開口，其被形成在每個圈之間； 其中該套管被配置為與該導管之預界定彎曲區域單片集成或被放在該導管之預界定彎曲區域上，從而在該預界定彎曲區域處提供該導管中之一預界定回彈彎曲。

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