WO2018088939A1 - Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты) - Google Patents

Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты) Download PDF

Info

Publication number
WO2018088939A1
WO2018088939A1 PCT/RU2017/000840 RU2017000840W WO2018088939A1 WO 2018088939 A1 WO2018088939 A1 WO 2018088939A1 RU 2017000840 W RU2017000840 W RU 2017000840W WO 2018088939 A1 WO2018088939 A1 WO 2018088939A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
shaft
coupling half
stage
pump
coupling
Prior art date
Application number
PCT/RU2017/000840
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Алексей Васильевич КОРОТЕЕВ
Евгений Петрович БАНИН
Владимир Николаевич БАРАКОВ
Original Assignee
Алексей Васильевич КОРОТЕЕВ
Евгений Петрович БАНИН
Владимир Николаевич БАРАКОВ
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 Алексей Васильевич КОРОТЕЕВ, Евгений Петрович БАНИН, Владимир Николаевич БАРАКОВ filed Critical Алексей Васильевич КОРОТЕЕВ
Priority to EP17870134.8A priority Critical patent/EP3539584A4/en
Publication of WO2018088939A1 publication Critical patent/WO2018088939A1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/126—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel
    • A61M60/13—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable via, into, inside, in line, branching on, or around a blood vessel by means of a catheter allowing explantation, e.g. catheter pumps temporarily introduced via the vascular system
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
    • A61M60/237—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller the blood flow through the rotating member having mainly axial components, e.g. axial flow pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
    • A61M60/17—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart inside a ventricle, e.g. intraventricular balloon pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/408—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable
    • A61M60/411—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor
    • A61M60/414—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being mechanical, e.g. transmitted by a shaft or cable generated by an electromotor transmitted by a rotating cable, e.g. for blood pumps mounted on a catheter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/422—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being electromagnetic, e.g. using canned motor pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/804—Impellers
    • A61M60/806—Vanes or blades
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/81—Pump housings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/802—Constructional details other than related to driving of non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/818—Bearings
    • A61M60/825—Contact bearings, e.g. ball-and-cup or pivot bearings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/40—Details relating to driving
    • A61M60/403—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/419—Details relating to driving for non-positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being permanent magnetic, e.g. from a rotating magnetic coupling between driving and driven magnets

Definitions

  • the group of inventions relates to medical equipment, in particular, to devices for pumping single-phase or multiphase fluids without changing their properties (for example, pumping blood during various surgical interventions) and can be used as an auxiliary device for inadequate heart function, as well as the main pump in auxiliary circulatory systems.
  • Blood is a polydisperse system (a suspension of uniform elements (red blood cells, platelets, white blood cells) in plasma). Blood circulates in the body constantly and is in the closed circulatory system of the body, which prevents its interaction with the environment and, as a consequence, a change in properties.
  • red blood cells can decompose with the release of hemoglobin into the blood, platelet activation (leads to the formation of blood clots).
  • platelet activation lead to great complications.
  • Formed blood clots can form on foreign surfaces, create additional local resistance to blood flow, as well as come off and clog small vessels.
  • An increase in the physiological level of hemolysis affects the functioning of various organs and in critical cases leads to their damage.
  • cardiovascular disease has become the leading cause of death. If it is necessary to replace or maintain heart function, the body requires a transplant of a donor organ, whose resource is limited. Recently, researchers have received more and more evidence of the potential for maintaining the pumping ability of the heart through the use of artificial systems (e.g., artificial heart or artificial ventricle hearts). At the moment, such devices cannot be compared in terms of guaranteed life expectancy with donor organs, but successes in this area can be assessed in the near future.
  • artificial systems e.g., artificial heart or artificial ventricle hearts
  • Miniature pumps can be divided into three classes: axial pumps, centrifugal pumps, diagonal pumps.
  • the axial and diagonal versions of the pump have smaller final dimensions of the circulatory support device, but under the same input conditions, the centrifugal pump will provide the required flow parameters at a lower rotation speed of the moving parts, which in turn will lead to less blood injury.
  • the designs of the used miniature axial pumps include, as a rule, a cylindrical tube with an impeller and support elements built into it.
  • such pumps are used in the short term (up to 15 days) when there is a critical need for intervention in the body with little surgery.
  • Such devices can be introduced into the body through large vessels and exclude the use of thoracic surgery.
  • such pumps are introduced through the large vessels of the body (for example, through a vein in the area below the groin) and are led to the ventricle by means of a flexible conductor.
  • the size of the vessels imposes significant restrictions on the dimensions of the final product.
  • the maximum size of the pump should be less than 10 mm in diameter.
  • the pump consists of a large number of magnetic elements, which makes its manufacture quite time-consuming. It is also worth noting that the installation of such a pump requires significant surgical intervention.
  • the invention (US20120029265 Al, publ. 02.02.2012) is a pump with one or more stators. The pump through the conductor is conducted through large vessels and inserted into the cavity of the ventricle, fastening and positioning is carried out by means of a stent with shape memory. The motor windings are located directly in the area of the ventricle or the ascending aorta, which allows you to abandon the flexible shaft due to some complexity of the design.
  • the main disadvantage of this design is the need to ensure a high speed of the impeller (from 20,000 to 60,000 thousand revolutions per minute) while ensuring physiological flow rate and small gaps between the casing and the rotor (about 0.1 mm). The combination of these factors will cause significant hemolysis due to high shear stresses in the flow part of the pump.
  • the closest analogue is a device for auxiliary circulation (US6176822 B1, publ. 23.01.2001), which is a miniature pump with a miniature electric motor.
  • the motor shaft is cantilevered on one side (proximal). On the distal side, the motor shaft passes through a plain bearing and an O-ring.
  • An impeller is located at the end of the motor shaft.
  • the actuator is located in the area above the aortic valve.
  • the pump is introduced into the ventricular cavity through a flexible conductor through large vessels.
  • This group of inventions is aimed at solving a technical problem caused by a significant change in the parameters of pumped single and multiphase liquids (for example, blood), including blood trauma and the presence of stagnation and recirculation zones.
  • pumped single and multiphase liquids for example, blood
  • the technical result of the group of inventions is to reduce blood trauma by reducing flow disturbances in the flow part of the pump, reducing the speed rotation of the impellers, eliminating the need for supplying lubricating fluid to the area, eliminating jamming of the motor of the drive unit.
  • An additional technical result in one of the embodiments is the preservation of the skin intact.
  • the proposed design options for a device for pumping blood with a contactless magnetic coupling are as follows.
  • the device includes a multi-stage pump part and a drive unit
  • the multi-stage pump part includes at least two axial stages located on the connecting shaft inside the pump body, containing impellers with curved blades, and a stator device
  • the drive unit includes located in a sealed housing of the drive unit, the engine with the drive shaft, while the impeller is connected to the drive shaft by means of a non-contact magnetic coupling, including external conductive lead coupling half mounted on the drive shaft and the driven inner coupling half disposed on the end surface of the impeller base.
  • the stator apparatus includes at least three straighteners, one of which is an input stream straightener.
  • the blades of the inlet flow straightener are oriented along the axis of the connecting shaft and / or at an angle to it
  • the number of curved blades of the at least one impeller is different from the number of blades of the at least one rectifier of the stator apparatus.
  • the blades of the input flow straightener can be oriented along the axis of the connecting shaft and / or at an angle to it.
  • the device includes a multi-stage pump part and a drive unit
  • the multi-stage pump part includes at least two axial stages located on the connecting shaft inside the pump body, containing impellers with curved blades, and a stator device
  • the drive unit is located outside the patient’s body and includes a housing, an engine with a drive shaft, the rotation of which is transmitted to the connecting shaft of the pump part by means of a flexible transmitting shaft, and magnetic coupling using a magnetic field
  • the non-contact magnetic coupling includes an external drive coupling half mounted on the drive shaft and an internal driven coupling half, located on the end surface of the base of the impeller of the pump part, and the flexible transmitting shaft is located inside the patient’s body, and on each of its ends the end magnetic coupling is rigidly fixed: the first end coupling is located in magnetic contact with the internal driven coupling half of the pump part, the second end coupling half is located in magnetic contact with the external drive coupling half of the drive unit.
  • the connecting shaft is located in at least one through and at least one end bearing support.
  • plain bearings and / or rolling bearings are used as bearings.
  • the curved impeller blades of the multi-stage pump part have the same or different profile.
  • the flexible transmission shaft is supported by sliding and / or rolling bearings with constant or variable pitch along the axis of the shaft, wherein the flexible transmission shaft is located in a hollow flexible probe.
  • the flexible shaft is a steel string of circular cross section.
  • the external drive coupling half is made in the form of a pulley with permanent magnets located in it, and the internal driven coupling half is permanent magnets located at the base of the impeller of the second stage.
  • the first end coupling is made in the form of a pulley with permanent magnets
  • the second end coupling is made in the form of a sleeve with permanent magnets located at its base.
  • the pulley of the first end coupling half and the sleeve of the second trailer coupling half are located in the respective sealed cases with an adapter cover rigidly connected to the flexible probe.
  • the outer diameter of the multi-stage pump housing is smaller than the diameter of large blood vessels.
  • Reducing the speed of rotation of the impellers is achieved through the use of at least a two-stage axial pump circuit.
  • the use of two stages allows to reduce the rotation speed of the engine, which leads to a decrease in shear stresses in the gaps between the pump housing and impellers, which contributes to a more favorable passage of blood cells (red blood cells, platelets, white blood cells) through the flow part of the pump.
  • blood cells red blood cells, platelets, white blood cells
  • For a two-stage pump it is possible to ensure normal physiological parameters of the heart (flow rate up to 5-6 l / min, pressure drop up to 140 - 150 mm Hg) at rotation speeds of up to 15 LLC - 18 LLC rpm.
  • a straightener is installed at the inlet, which ensures a favorable flow rate on the impeller blades.
  • the profile of the rectifier blades is selected based on the flow behavior at the inlet to the axial pump.
  • the design feature of the device for pumping blood when the pump part is inside the patient’s body and the drive unit is outside is the absence of environmental molecules (blood) entering rubbing surfaces: the sliding bearing is a flexible shaft, maintaining sterility and the absence of mechanical effects on the blood that allows you to transfer energy: torque - without the conclusion of communications through the skin and does not affect the change in the environment (blood).
  • FIG. 1 shows a general view of a microaxial auxiliary circulation pump (the body of the flowing part with the second stage straightener is removed).
  • FIG. 2 shows a general view of a microaxial auxiliary circulation pump with an engine and a duct housing with a straightener of the second degree.
  • FIG. 3 shows the main nodes and elements of a microaxial auxiliary circulation pump with an internal drive unit.
  • FIG. 4 A general view of the microaxial auxiliary circulation pump with an internal drive unit is presented.
  • FIG. 5 shows the main nodes and "elements of the microaxial auxiliary circulation pump with an external drive unit.
  • FIG. 6 shows an external drive unit and a probe with end magnetic coupling halves.
  • FIG. 7 shows an external drive assembly and one of the end magnetic coupling halves mounted on the probe.
  • FIG. 8 schematically shows one of the options for installing a microaxial auxiliary circulation pump with an external drive through the femoral artery and ascending aorta.
  • the present invention provides a microaxial pump for pumping blood and can be used as an auxiliary device with insufficient heart function, as well as as the main pump in auxiliary circulatory systems
  • This microaxial pump refers to axial pumps, which are based on the force interaction of the blade with the flow around it.
  • the fluid flow is parallel to the axis of rotation of the impeller and when the fluid flow passes through the flow part of the axial pump, it does not change its direction.
  • a microaxial pump with a magnetic coupling for pumping blood contains a drive unit located in the housing and a multi-stage pumping part, in which axial stages with impellers with curved blades and stator apparatus are arranged sequentially on the connecting shaft inside the housing.
  • the pump part is connected to a blood intake.
  • the drive unit is configured to transmit a torque to the connecting shaft of the pump part.
  • the package of axial stages in the case of a two-stage pumping unit consists of an impeller of the first or second stage with curved blades and a stator apparatus. Impellers are mounted on the connecting shaft to fit tightly, or using glue-sealant inside the pump housing and are made in the form of a sleeve.
  • the stator apparatus at the inlet to the pump includes at least one input flow straightener with a calculated profile of the blades and at least two straighteners with a rated profile of the blades.
  • the use of direct radial blades of the input flow straightener in the stator apparatus allows axial supply of the working fluid to the impeller of the next stage.
  • stator apparatus is located on the connecting shaft by means of at least one through and at least one end bearings, which are used as plain bearings and / or rolling bearings.
  • a device for pumping blood with a non-contact magnetic coupling (or a microaxial pump with a contactless magnetic coupling for pumping blood) comprises a multi-stage pump part and a drive unit, which includes a drive case in a sealed housing 2 engine assembly with drive shaft.
  • a probe 1 which is a hollow tube, is connected to the sealed housing 2 of the drive unit through the cover 12 of the drive unit (Fig. 2).
  • the impeller of the second stage 3 is suitable for the housing of the drive unit 2.
  • the impeller of the second stage 3 is mounted on the connecting shaft 17 (not shown in FIG. 1) by, for example, an interference fit or adhesive connection.
  • the connecting shaft 17 passes through a stationary rectifier of the first stage 4, in which the bearing bearings 15 are located, for example, with sliding or rolling bearings. Behind the rectifier of the first stage 4 is located the impeller of the first stage 5.
  • the impellers of the first 5 and second stage 3 are mounted on the shaft 17 in the same way. Behind the impeller of the first stage, a fixed input flow straightener 6 with a bearing 15 is installed. In all versions, both rolling bearings and sliding bearings can be used.
  • a flexible insert 7 is installed behind the input flow straightener, which is a flexible hollow thin-walled tube.
  • the blood sampling end 8 is pressed or glued onto the insert in the form of a rigid tubular element with perforation along the periphery of its diametrical section with a rounded distal end.
  • FIG. 1 case of the flowing part with a rectifier of the second stage is removed.
  • FIG. 2 A general view of a microaxial pump with a non-contact magnetic coupling for pumping blood with an engine and a duct housing with a second stage straightener is shown in FIG. 2.
  • the blood intake directs the fluid and is made in the form of a hollow flexible insert 7 of a cylindrical shape and a blood sampling end 8 connected to it in the form of a rigid tubular element with perforation along the periphery of its diametrical section with a rounded distal end, a two-stage pump part and a drive unit.
  • the blood sample is connected to the housing of the flowing part of the software by attaching the flexible insert 7 to the outer or inner surface of the housing of the flowing part 110.
  • the connection of the flexible insert 7 to the housing of the flowing part 110 is carried out by means of adhesive bonding, soldering, etc.
  • the straightener of the second stage 11 is attached to the body of the flow part 110.
  • the straightener of the second stage 11 is a hollow thin-walled tube of variable or constant diameter in the direction of the pump axis with cutouts for the flow to exit pump.
  • the rectifier of the second stage is connected by landing or otherwise with the housing the drive unit 2, in which the motor 9 and the magnetic coupling half 10 are located, transmitting rotation from the motor 9 through a magnetic field to the impeller of the second stage 3 and the impeller of the first stage 5.
  • the impeller of the first stage 5 and second stage 3 are located on the shaft 17 (not shown in figure 2).
  • a first-stage straightener 4 with rolling or sliding bearings and an input flow straightener 6 with a sliding or rolling bearing are used, while the first-stage straightener 4 and an input straightener 6 are pressed, glued or soldered to the inner wall of the software flow part , i.e. are stationary (motionless) elements.
  • the conductive probe 1 is attached to the motor housing 9 by means of the cover of the drive unit 12, pressed, glued or soldered into the housing of the actuator capsule 2.
  • the working fluid is drawn through the end of the intake 8 and passes through a flexible insert 7 connected to the housing of the flow part of the software (Fig.Z).
  • the stream getting on the straightener input stream 6 is straightened. Due to the blades of the rectifier of the inlet stream 6, the peripheral velocity component of the stream decreases, and the stream itself becomes close to the axial one.
  • the flow is taken by the blades of the impeller of the first stage 5, which gives the flow energy to the flow and pushes the flow further onto the stationary blades of the rectifier of the first stage 4, in which the kinetic energy of the flow is converted by braking the flow on stationary blades into pressure energy. Further, the flow passes through the impeller of the second stage 3, where it again receives additional kinetic energy from rotation, which is converted into pressure energy during further passage through the cutouts of the rectifier of the second stage 11.
  • the motor 9 is located in the cylindrical part of the housing of the drive unit 13.
  • a sleeve 14 with magnets 16 is mounted on the motor shaft, thereby forming a magnetic coupling half 10 (Fig. 2).
  • the moment from the motor shaft is transmitted to the sleeve 14 with magnets 16.
  • the moment is transmitted through a magnetic field generated between the magnets of the sleeve 14 and the magnets at the base of the impeller of the second stage 3, which is located on the common shaft 17 (Fig. 3).
  • the impellers of the first and second stages are located on a common shaft 17 and the rotation transmitted to the impeller of the second stage 3 is also transmitted to the impeller of the first stage 5.
  • the shaft 17 is fixed in rolling bearings, sliding bearings in the stationary spindle of the first stage 4 and the input flow straightener 6.
  • the number of magnets in the sleeve 14 and in the impeller of the second stage is not less than 4, while the poles of the magnets alternate.
  • the number of curved blades of at least one impeller is different from the number of blades of at least one stator straightener, which reduces blood injury.
  • the profile of the blades of the impellers of the first 5 and second stage 3 in both embodiments is determined by mathematical modeling based on the physiological parameters of a healthy heart; flow rate up to 5-6 l / min and pressure drop up to 140 - 150 mm Hg Curved blades of the impellers of the first 5 and second 3 stages can have the same and / or different profile.
  • the profile of the blades of the rectifier of the input stream 6 is selected based on the behavior of the flow at the inlet to the pump part.
  • the blades of the rectifiers of the first 4 and second 11 steps can be installed both in the direction of the axis passing through the motor shaft, and at an angle to it.
  • the blades of the rectifiers of the first 4 and second 11 stages have a complex design profile to ensure flow restriction and increased pressure.
  • the contactless magnetic coupling of the microaxial pump, as shown in FIG. 3, 4 includes an internal driven coupling formed by permanent magnets 16 located on the end surface of the impeller base of the second stage 3, a sealing cap separating the pump part from the drive unit, and an external drive coupling half located in the drive unit.
  • the coupling halves are made, for example, multi-pole with alternating poles.
  • the permanent magnets 16, as shown in section BB of FIG. 3, are either pressed into the base of the impeller of the second stage 3 or glued and insulated from the working fluid through a sealed cap, which in turn can either be glued or welded to the end the surface of the base of the impeller of the second stage 3.
  • At the base of the impeller of the second stage 3 is located at least four permanent magnets at an equal angular step from each other.
  • the drive unit is internal and located within the patient’s body. Such an embodiment is depicted in FIG. 1-4.
  • the drive unit is installed in an airtight capsule directly in a large vessel (for example, an aorta) and includes an engine 9 with a drive shaft located in an airtight housing 2.
  • An external driving coupling half, made in the form of a sleeve 14 with permanent magnets 16, is mounted directly on the shaft of the engine 9. In this case, the permanent magnets 16 in the base of the sleeve 14 are either pressed in or glued.
  • the rotating drive shaft of the engine 9 drives the external driving coupling 10, which is mounted on the shaft, which transmits the moment through the wall of the sealed housing 2 to the internal driven coupling half composed by magnets at the base of the impeller of the second stage 3 by means of a constant magnetic field.
  • the cover 12 of the sealed capsule 2 of the drive unit made conical with the outlet and is mounted on the sealed housing 2, for example, by screwing.
  • the drive unit is external and located outside the patient’s body.
  • the drive unit is installed in the housing 25 (Fig. 5) outside, outside the human body, and includes an engine 9 with a cover 24 with a drive shaft.
  • a pulley 25 of the outer drive coupling half of the drive assembly with permanent magnets 16 is mounted on the drive shaft. Rotation from the motor shaft 9 is also transmitted to the outer drive coupling half.
  • the device further comprises a flexible transmitting probe 1 with end coupling halves, one of which is in magnetic contact with the internal driven coupling half made up of magnets 16 at the base of the impeller of the second stage 3 located in the pump part, and the second with the external driving coupling half of the drive unit composed of a pulley 26 with magnets 16.
  • the end coupling halves are pressed / glued onto a flexible shaft 22 that extends inside the hollow flexible probe 1 through the sliding / rolling bearings 15 installed at a certain distance the entire length of the flexible shaft 22 with constant or variable pitch along the axis of the shaft.
  • the flexible shaft 22 is a steel string of circular cross section.
  • One of the end coupling halves 18 is driven by a constant magnetic field from an external magnetic coupling made up of a pulley 26 and magnets 16 mounted on the shaft of an external motor 9 connected to a control board to switch the pump operating modes in the physiological flow range for the patient.
  • the control board can be located directly on the patient, or on the console next to the patient.
  • the operating modes are set according to the oxygen demand of the human body (an increase in oxygen consumption, for example, requires an increase in the speed of rotation of the engine, since the flow rate increases)
  • the pulley 27 of the end coupling half 18 with permanent magnets 16 is mounted on the flexible shaft 22 by means of a rolling / sliding bearing 15 and is located in the housing
  • eyes are provided on body 20 .
  • an end coupling half 10 with permanent magnets 16 is also pressed / glued onto the flexible shaft 22 (Fig. 6)
  • the terminal magnetic coupling half 10 in the form of a sleeve is located in an airtight housing 23 with an adapter cover 28, which is connected to the probe 1 and is in contact with the internal driven coupling half formed by magnets 16 at the base of the impeller of the second stage 3.
  • the torque is transmitted to the terminal coupling half 18 located in the patient’s body by means of a constant magnetic field. Further, the moment from the first end coupling half 18 passes to a flexible shaft 22 rigidly attached to it, located in the probe 1, which passes through the vessel to the ascending aorta, in which the pump part of the microaxial pump is located. At the end of the flexible shaft 22 in the sealed capsule 23 is another end coupling half 180, which transmits the moment through the wall of the sealed capsule 23 to the internal driven coupling half at the base of the impeller of the second stage 3.
  • Microaxial pump operates as follows (Fig.8).
  • a microaxial pump is placed in the cavity of the left ventricle using one of the known methods:
  • the placement of the pump in the right ventricle is possible antegrade through the femoral vein and the right atrium.
  • blood is drawn from the cavity of the left or right ventricle by rotation of the impellers through the trailer-intake. Passing through a flexible insert, the blood enters the input flow straightener, which, due to the orientation of the blades, provides a close to shock-free run of the flow onto the working blades wheels of the first stage. In the region of the impeller of the first stage, the flow receives additional kinetic energy from the rotation of the impeller and passes to the blades of the straightener of the first stage, the blades of which help to remove the flow swirl after the rotor and increase the pressure.
  • the flow of the pumped medium enters the region of the impeller of the second stage, in which it also acquires additional kinetic energy of rotation from the shaft and falls on the straightener of the second stage, the blades of which are also oriented to relieve the flow swirl and increase the pressure.
  • the flow is ejected into the ascending aorta and enters the large circle of blood circulation providing the physiologically necessary blood flow and pressure drop.
  • the rotation of the impellers, pressed or glued to the shaft, is carried out through a magnetic coupling at the base of the impeller of the second stage.
  • At the base of the impeller of the second stage there are at least four permanent magnets.
  • the moment is transmitted by means of a constant magnetic field from the second coupling half, located in a sealed housing and installed either on the motor shaft directly (with the internal placement of the engine), or pressed / glued onto a flexible shaft that goes through the outer flexible tube of the probe through the sliding / rolling bearings mounted on a certain distance.
  • an internal magnetic coupling half is also pressed / glued onto the flexible shaft.
  • the internal magnetic coupling is driven by a constant magnetic field from an external magnetic coupling mounted on the shaft of an external motor connected to the control board to switch operation modes.
  • Using the invention will allow to pump blood without significant impact on it (temperature, shear), i.e. moving parts in contact with blood do not cause high shear stress gradients, and engine elements do not significantly change the temperature field in the areas of contact with the working fluid.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • External Artificial Organs (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к вариантам устройства для перекачивания крови с бесконтактной магнитной муфтой. В первом варианте устройство включает многоступенчатую насосную часть. Насосная часть включает корпус и соединительный вал. На соединительном валу находятся две осевые ступени, содержащие рабочие колеса с криволинейными лопатками и статорный аппарат. Устройство включает приводной узел с герметичным корпусом, двигателем и приводным валом. Приводной узел содержит магнитную муфту, из внешней ведущей полумуфты, на приводном валу приводного узла, и внутренней ведомой полумуфту, на торцевой поверхности основания рабочего колеса второй ступени. Приводной узел передает крутящий момент на соединительный вал насосной части от двигателя. Во втором варианте приводной узел вне тела пациента и содержит гибкий передающий вал, внутри тела пациента. На концах гибкого вала жестко закреплены концевые магнитные полумуфты. Первая полумуфта контактирует с внутренней ведомой полумуфтой насосной части. Вторая полумуфта контактирует с внешней ведущей полумуфтой приводного узла. Техническим результатом является снижение травмы крови, уменьшение скорости вращения рабочих колес, уменьшение габаритов устройства.

Description

МИКРОАКСИАЛЬНЫЙ НАСОС ПОДДЕРЖКИ КРОВООБРАЩЕНИЯ (ВАРИАНТЫ)
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Группа изобретений относится к медицинской технике, в частности, к устройствам для перекачивания однофазных или многофазных жидкостей без изменения их свойств (например, перекачивание крови при различных хирургических вмешательствах) и может быть использовано в качестве вспомогательного устройства при недостаточной работе сердца, а также в качестве основного насоса в системах вспомогательного кровообращения .
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
При перекачивании слабоустойчивых многофазных жидкостей (например, суспензий) при воздействии различных факторов (например, высоких сдвиговых напряжений, высоких температур) могут происходить необратимые изменения в структуре и составе рабочей среды.
Кровь - полидисперсная система (суспензия форменных элементов (эритроцитов, тромбоцитов, лейкоцитов) в плазме). Кровь циркулирует в организме постоянно и находится в замкнутой системе кровообращения организма, что препятствует ее взаимодействию с окружающей средой и, как следствие, изменению свойств.
По результатам многочисленных исследований установлено, что при контакте с чужеродными материалами и при других воздействиях (например, механических) в крови может происходить разрушение эритроцитов с выделением гемоглобина в кровь, активация тромбоцитов (приводит к образованию тромбов). Такое влияние чужеродных материалов и воздействий может привести к большим осложнениям. Сформировавшиеся тромбы могут формироваться на чужеродных поверхностях, создавать дополнительное местное сопротивление кровотоку, а также отрываться и закупоривать мелкие сосуды. Повышение физиологического уровня гемолиза влияет на функционирование различных органов и в критических случаях приводит к их поражению.
За последние десятилетия основной причиной смертности стали сердечно- сосудистые заболевания. В случае необходимости замещения или поддержания функции сердца организму требуется пересадка донорского органа, ресурс которого ограничен. В последнее время исследователи получают все больше доказательств потенциальной возможности поддержания перекачивающей способности сердца за счет использования искусственных систем (например, искусственное сердце или искусственный желудочек сердца). На данный момент такие устройства не могут сравниться по гарантированной продолжительности жизни с донорскими органами, но успехи в этой области можно оценить уже в ближайшем времени.
По известному уровню техники можно заключить, что направление разработок систем поддержки кровообращения сконцентрировано на создании миниатюрных имплантируемых насосов, которые позволяют обеспечивать физиологический кровоток в организме при минимальном хирургическом вмешательстве. Такие насосы проектируются в основном исходя из заданной физиологической разности давлений, расходных параметров сердца. Миниатюрный насосы можно разделить на три класса: осевые насосы, центробежные насосы, диагональные насосы. Как правило, осевой и диагональный вариант исполнения насоса имеют меньшие конечные габариты устройства поддержки кровообращения, но при одинаковых входных условиях центробежный насос обеспечит требуемые параметры потока при меньшей скорости вращения подвижных частей, что в свою очередь приведет к меньшей травме крови.
Конструкции применяемых миниатюрных осевых насосов, включают, как правило, цилиндрическую трубку с встроенной в нее рабочим колесом и элементами опор. Условие миниатюрности устройства, а особенно имплантируемости его через сердечно- сосудистую систему, приводит к очень высоким скоростям вращения рабочего колеса для обеспечения физиологических параметров кровотока. Высокие скорости вращения неизбежно приводят к повышенной травме крови и ограничивают не только ресурс двигателя, но и время использования насоса в организме. В основном такие насосы используются в краткосрочном периоде (до 15 дней) при критической необходимости вмешательства в организм при малом хирургическом вмешательстве. Такие устройства могут вводиться в организм через крупные сосуды и исключают применение торакальной хирургии.
Известен осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения (RU2131271 С1, опубл. 10.06.1999), содержащий рабочее колесо с лопатками, размещенное в корпусе с возможностью вращения от гибкого вала, установленного в подшипниках, запрессованных во втулках корпуса спрямителя. Подобное решение используется в другом изобретении (ЕР 1207934 В1, опубл. 29.05.2002), представляющем собой интраваскулярный кровяной насос с гибким валом и двигателем, расположенным вне тела пациента. Отличительной особенностью двух решений является необходимость использования промывочной жидкости для исключения попадания крови в каналы между стационарными и вращающимися элементами насоса, а самое главное - попаданию крови в подшипники, что может привести к их заклиниванию. В ходе операции такие насосы вводятся через большие сосуды тела (например, через вену в области ниже паха) и подводятся к желудочку посредством гибкого проводника. Размер сосудов налагает существенные ограничения в габариты конечного изделия. Для различных пациентов максимальный размер проводимого насоса должен иметь диаметр меньше 10 мм. Вариант с использованием гибкого приводного вала позволяет отказаться от миниатюрных двигателей внутри тела и упростить конструкцию, но сложная конфигурация сосудов (например, в области дугообразного участка между нисходящим отделом аорты и аортальным клапаном), по которым идет гибкий вал, налагает ограничения на режимы работы двигателя, так как существует опасность заклинивания вала, вследствие большой длины вала и трения о стенку. Мало внимания уделено тому факту, что реализовать необходимый физиологический расход в диапазоне до 5 л/мин в диаметре до 10 мм возможно при достаточно высоких скоростях вращения (более 30 000 об/мин). Высокие скорости вращения рабочего колеса приводят в повышенной травме крови, т.к. скорость вращения напрямую влияет на сдвиговые напряжения в проточной части насоса.
Из уровня техники также известен осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения (RU2051695 С1, опубл. 10.01.1996), который является усовершенствованием для изобретения (RU2131271 С1, опубл. 10.06.1999). В указанном техническом решении существуют проблемы конструкции насоса с гибким валом, а именно, недостаточная производительность насоса в необходимом диапазоне расходов. Скорость вращения рабочего колеса 15-20 тыс. оборотов в минуту позволяет обеспечить расход до 3,5 л/мин, что недостаточно для замещения функции сердца.
Известно изобретение (US5507629 А, опубл. 16.04.1996), которое описывает насос с приводом рабочего колеса, расположенном в полости желудочка. Установка насоса предполагает внедрение его через вершину левого желудочка, что позволяет не проводить насос через изогнутую область между нисходящим отделом аорты и аортальным клапаном, а разместить насос в области между вершиной желудочка и аортальным клапаном. Такая конструкция насоса приводит к перераспределению потоков, так как создателями предусмотрено выталкивание крови не только через аортальный клапан, но и в обратную сторону (через вершину желудочка напрямую в нисходящий отдел аорты ниже левого желудочка). Насос состоит из большого количества магнитных элементов, что делает его изготовление достаточно трудоемким. Также стоит отметить, что установка такого насоса требует существенного хирургического вмешательства. Изобретение (US20120029265 Al, опубл. 02.02.2012) представляет собой насос с одним или несколькими статорами. Насос посредством проводника проводится через крупные сосуды и вводится в полость желудочка, крепление и позиционирование осуществляется посредством стента с памятью формы. Обмотки электродвигателя расположены непосредственно в области желудочка или восходящего отдела аорты, что позволяет отказаться от гибкого вала за счет некоторого усложнения конструкции. Основным недостатком данной конструкции является необходимость обеспечения высокой скорости вращения рабочего колеса (от 20 000 до 60 000 тыс. оборотов в минуту) при обеспечении физиологического расхода и малые зазоры между корпусом и ротором (около 0,1 мм). Совокупность этих факторов станет причиной существенного гемолиза из- за высоких сдвиговых напряжений в проточной части насоса.
Наиболее близким аналогом является устройство для вспомогательного кровообращения (US6176822 В1, опубл. 23.01.2001), которое представляет собой миниатюрный насос с миниатюрным электродвигателем. Вал двигателя имеет консольное закрепление с одной стороны (проксимальной). С другой, дистальной стороны вал двигателя проходит через подшипник скольжения и кольцевое уплотнение. На конце вала двигателя расположено рабочее колесо. Приводная часть располагается в области над аортальным клапаном. Насос вводится в полость желудочка посредством гибкого проводника через крупные сосуды. Недостатками данного изобретения являются:
- высокие скорости вращения ротора;
- консольное крепление рабочего колеса на валу привода требует повышенной надежности подшипника;
- кольцевое уплотнение, которое при высоких скоростях вращения и консольном креплении вала имеет повышенный износ, что приводит к проникновению крови в полости двигателя и, как следствие, заклиниванию мотора из-за существенной концентрации в плазме крови солей и других включений.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящая группа изобретений направлена на решение технической проблемы, обусловленной существенным изменением параметров перекачиваемых одно- и многофазных жидкостей (например, крови), в том числе травмой крови и наличием зон застоя и рециркуляции.
Технический результат группы изобретений заключается в снижении травмы крови за счет уменьшения возмущений потока в проточной части насоса, уменьшения скорости вращения рабочих колес, исключении необходимости подачи смазывающей жидкости в область, исключения заклинивания двигателя приводного узла.
Дополнительным техническим результатом в одном из вариантов осуществления является сохранение кожных покровов интактными.
Для достижения указанного технического результата предлагаемые варианты конструкции устройства для перекачивания крови с бесконтактной магнитной муфтой выполнены следующим образом.
В первом варианте осуществления устройство включает многоступенчатую насосную часть и приводной узел, при этом многоступенчатая насосная часть включает расположенные на соединительном валу внутри корпуса насосной части по меньшей мере две осевые ступени, содержащие рабочие колеса с криволинейными лопатками, и статорный аппарат, а приводной узел включает расположенные в герметичном корпусе приводного узла двигатель с приводным валом, при этом рабочее колесо связано с приводным валом посредством бесконтактной магнитной муфты, включающей внешнюю ведущую полумуфту, установленную на приводном валу, и внутреннюю ведомую полумуфту, расположенную на торцевой поверхности основания рабочего колеса.
В некоторых вариантах реализации статорный аппарат включает по меньшей мере три спрямителя, один из которых является спрямителем входного потока.
В некоторых вариантах реализации лопатки спрямителя входного потока ориентированы вдоль оси соединительного вала и/или под углом к ней
В некоторых вариантах реализации количество криволинейных лопаток по меньшей мере одного рабочего колеса отличается от количества лопаток по меньшей мере одного спрямителя статорного аппарата.
При этом лопатки спрямителя входного потока могут быть ориентированы вдоль оси соединительного вала и/или под углом к ней.
Во втором варианте осуществления устройство включает многоступенчатую насосную часть и приводной узел, при этом многоступенчатая насосная часть включает расположенные на соединительном валу внутри корпуса насосной части по меньшей мере две осевые ступени, содержащие рабочие колеса с криволинейными лопатками, и статорный аппарат,при этом приводной узел расположен вне тела пациента и включает корпус,двигатель с приводным валом, вращение от которого передается соединительному валу насосной части посредством гибкого передающего вала и магнитной муфты с помощью магнитного поля;бесконтактная магнитная муфта включает внешнюю ведущую полумуфту, установленную на приводном валу, и внутреннюю ведомую полумуфту, расположенную на торцевой поверхности основания рабочего колеса насосной части, а гибкий передающий вал расположен внутри тела пациента, и на каждом из его концов жестко закреплена концевая магнитная полумуфта: первая концевая полумуфта расположена в магнитном контакте с внутренней ведомой полумуфтой насосной части, вторая концевая полумуфта расположена в магнитном контакте с внешней ведущей полумуфтой приводного узла.
В обоих вариантах осуществления в некоторых вариантах реализации соединительный вал расположен в по меньшей мере одной сквозной и по меньшей мере одной концевой подшипниковой опоре.
В обоих вариантах осуществления в некоторых вариантах реализации качестве подшипников используются подшипники скольжения и/или подшипники качения.
В обоих вариантах осуществления в некоторых вариантах реализации криволинейные лопатки рабочего колеса многоступенчатой насосной части имеют одинаковый или разный профиль.
В некоторых вариантах реализации гибкий передающий вал опирается на подшипники скольжения и/или качения с постоянным или переменным шагом вдоль оси вала, при этом гибкий передающий вал расположен в полом гибком зонде.
В некоторых вариантах реализации гибкий вал представляет собой стальную струну круглого сечения.
В обоих вариантах осуществления внешняя ведущая полумуфта выполнена в виде шкива с расположенными постоянными магнитами в нем, а внутренняя ведомая полумуфта представляет собой постоянные магниты, расположенные в основании рабочего колеса второй ступени.
В некоторых вариантах реализации первая концевая полумуфта выполнена в виде шкива с постоянными магнитами, а вторая концевая полумуфта выполнена в виде втулки с расположенными в ее основании постоянными магнитами.
В некоторых вариантах реализации шкив первой концевой полумуфты и втулка второй концевой полумуфты расположены в соответствующих герметичных корпусах с крышкой-переходником, жестко связанной с гибким зондом.
В обоих вариантах осуществления в некоторых вариантах реализации внешний диаметр корпуса многоступенчатой насосной части меньше, чем диаметр крупных кровеносных сосудов.
Снижение скорости вращения рабочих колес достигается за счет использования по меньшей мере двухступенчатой схемы осевого насоса. Использование двух ступеней позволяет уменьшить скорость вращения двигателя, что приводит к уменьшению сдвиговых напряжений в зазорах между корпусом насосной части и рабочими колесами, что способствует более благоприятному прохождению форменных элементов крови (эритроциты, тромбоциты, лейкоциты) через проточную часть насоса. Для двухступенчатого насоса обеспечить нормальные физиологические параметры работы сердца (расход до 5-6 л/мин, перепад давления до 140 - 150 мм.рт.ст) удается при скоростях вращения до 15 ООО - 18 ООО об/мин.
Для повышения эффективности насоса на входе устанавливается спрямитель, который обеспечивает благоприятное набегание потока на лопатки рабочего колеса. Профиль лопаток спрямителя выбирается, исходя из поведения потока на входе в осевой насос.
Размещение приводного узла в герметичном корпусе и отделение его от проточной части насоса (насосной части заявляемого устройства) с передачей вращения рабочим колесам посредством магнитной муфты позволяет исключить попадания крови в двигатель и исключить заклинивание, что обеспечивает длительность работы микроаксиального насоса.
Выполнение мноступенчатой насосной части таким образом, что количество криволинейных лопаток по меньшей мере одного рабочего колеса отличается от количества лопаток по меньшей мере одного спрямителя статорного аппарата приводит к уменьшению возмущений потока в проточной части насоса, что меньше травмирует кровь по сравнению с исполнением с кратным или равным количеством лопаток рабочих колес и элементов статорного аппарата.
Особенность конструкции устройства для перекачивания крови, когда насосная часть находится внутри тела пациента, а приводной узел - снаружи, состоит в отсутствии возможности попадания молекул окружающей среды (крови) в трущиеся поверхности: подшипник скольжения - гибкий вал, сохранение стерильности и отсутствие механического воздействия на кровь, что позволяет передавать энергию: вращательный момент - без вывода коммуникаций через кожный покров и не влияет на изменение окружающей среды (кровь).
Абсолютно герметичная бесконтактная гибкая передача сохраняет стерильные условия размещения осевого насоса в полости желудочка, исключая необходимость размещения в организме электрических коммуникаций приводного узла, таких как обмотка статора. Также есть при использовании данного варианта осуществления изобретения существует возможность смены приводного узла без реимплантации (в случае износа или поломки двигателя), что увеличивает время эксплуатации трансплантируемого насоса, в значительной части уменьшает объем и вес трансплантата, исключает температурные влияния на кровь - в результате нагрева статорной обмотки.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Прилагаемые чертежи, которые включены в состав настоящего описания и являются его частью, иллюстрируют варианты осуществления изобретения и совместно с вышеприведенным общим описанием изобретения и нижеприведенным подробным описанием вариантов осуществления служат для пояснения принципов настоящего изобретения. На чертежах одинаковые позиции применяются для обозначения одинаковых частей.
На фиг. 1 представлен общий вид микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения (корпус проточной части со спрямителем второй ступени снят).
На фиг. 2 представлен общий вид микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения с двигателем и корпусом проточной части со спрямителем второй степени.
На фиг. 3 изображены основные узлы и элементы микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения с внутренним приводным узлом.
На фиг. 4. представлен общий вид микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения с внутренним приводным узлом.
На фиг. 5 изображены основные узлы и "элементы микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения с наружным приводным узлом.
На фиг. 6 представлен внешний приводной узел и зонд с концевыми магнитными полумуфтами.
На фиг. 7 изображен внешний приводной узел и одна из концевых магнитных полумуфт, закрепленная на зонде.
На фиг. 8 схематично представлен один из вариантов установки микроаксиального насоса вспомогательного кровообращения с внешним приводом через бедренную артерию и восходящую аорту.
ОБОЗНАЧЕНИЯ
1 - Зонд
2 - Корпус приводного узла
3 - Рабочее колесо второй ступени 4 - Спрямитель первой ступени
5 - Рабочее колесо первой ступени
6 - Спрямитель входного потока
7 - Гибкая вставка
8 - Концевик-заборник крови
9 - Двигатель
10 - Магнитная полумуфта
11 -Спрямитель второй ступени
110 - Корпус проточной части
12 - Крышка приводного узла
13 - Цилиндрическая часть корпуса приводного узла
14 - Втулка на валу двигателя
15 - Подшипник скольжения/качения
16 - Магнит
17 - Соединительный вал
18 - Первая концевая полумуфта
180 - Вторая концевая полумуфта
19 - Крышка магнитной полумуфты на гибком валу
20 - Корпус магнитной полумуфты на гибком валу
21 - Проушины для подшивания корпуса внешнего приводного узла к коже
22 - Гибкий вал
23 - Корпус капсулы второй магнитной полумуфты
24 - Крышка приводного узла
25 - Корпус приводного узла
26 - Шкив магнитной полумуфты на двигателе
27 - Шкив магнитной полумуфты на гибком валу
28 - Крышка-переходник корпуса магнитной полумуфты на гибкий вал
29 - Насос вспомогательного кровообращения с внешним приводным узлом
30 - Направление течения крови
31 - Кожный покров
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В общем, настоящее изобретение предлагает микроаксиальный насос для перекачивания крови и может быть использовано в качестве вспомогательного устройства при недостаточной работе сердца, а также в качестве основного насоса в системах вспомогательного кровообращения
Данный микроаксиальный насос относится к осевым насосам, которые основаны на силовом взаимодействии лопасти с обтекающим её потоком. В осевых насосах поток жидкости параллелен оси вращения лопастного колеса и при прохождении потока жидкости через проточную часть осевого насоса он не изменяет своего направления.
Предпочтительным для таких насосов является использование принципа магнитного сцепления для развязки стороны крови от стороны привода. Это дает возможность максимально минимизировать кровопроводящие поверхности. Компактная конструкция позволяет удобно расположить насос в просвете крупных сосудов.
Микроаксиальный насос с магнитной муфтой для перекачивания крови содержит расположенные в корпусе приводной узел и многоступенчатую насосную часть, в которой размещены последовательно расположенные на соединительном валу внутри корпуса осевые ступени с рабочими колесами с криволинейными лопатками и статорный аппарат. Насосная часть соединена с заборником крови.
Приводной узел выполнен с возможностью передачи момента вращения соединительному валу насосной части.
Пакет осевых ступеней в случае выполнение насосной части двухступенчатой состоит из рабочего колеса первой или второй ступени с криволинейными лопатками и статорного аппарата. Рабочие колеса установлены на соединительном валу по посадке с натягом, либо с использованием клея-герметика внутри корпуса насосной части и выполнены в виде втулки.
Статорный аппарат на входе в насос включает по меньшей мере один спрямитель входного потока с расчетным профилем лопаток и по меньшей мере два спрямителя с расчетным профилем лопаток. Применение в статорном аппарате прямых радиальных лопаток спрямителя входного потока позволяет осуществлять осевой подвод рабочей жидкости к рабочему колесу последующей ступени.
При этом статорный аппарат расположен на соединительном валу посредством по меньшей мере одного сквозного и по меньшей мере одного концевого подшипников, в качестве которых используются подшипники скольжения и/или подшипники качения.
На фиг. 1 в соответствии с примером осуществления изобретения устройство для перекачивания крови с бесконтактной магнитной муфтой (или микроаксиальный насос с бесконтактной магнитной муфтой для перекачивания крови) содержит многоступенчатую насосную часть и приводной узел, который включает в герметичный корпус 2 приводного узла двигатель с приводным валом. К герметичному корпусу 2 приводного узла через крышку 12 приводного узла (фиг. 2) подсоединяется зонд 1, представляющий из себя полую трубку.
К корпусу приводного узла 2 подходит рабочее колесо второй ступени 3. Рабочее колесо второй ступени 3 устанавливается на соединительный вал 17 (не показано на фиг.1) посредством, например, соединения с натягом или клеевого соединения. Соединительный вал 17 проходит через неподвижный спрямитель первой ступени 4, в котором расположены подшипниковые опоры 15, например, с подшипниками скольжения или качения. За спрямителем первой ступени 4 расположено рабочее колесо первой ступени 5. Крепление рабочих колес первой 5 и второй ступени 3 на вал 17 осуществляется аналогично. За рабочим колесом первой ступени устанавливается неподвижный спрямитель входного потока 6 с подшипником 15. Во всех вариантах исполнения могут использоваться как подшипники качения, так и подшипники скольжения. За спрямителем входного потока устанавливается гибкая вставка 7, которая представляет из себя гибкую полую тонкостенную трубку. На вставку напрессовывается или наклеивается концевик-заборник крови 8 в виде жесткого трубчатого элемента с перфорацией по периферии его диаметрального сечения с закруглённым дистальным концом. На фиг. 1 корпус проточной части со спрямителем второй ступени снят.
Общий вид микроаксиального насоса с бесконтактной магнитной муфтой для перекачивания крови с двигателем и корпусом проточной части со спрямителем второй ступени представлен на фиг. 2.
Заборник крови направляет жидкость и выполнен в виде полой гибкой вставки 7 цилиндрической формы и подсоединенного к ней концевика-заборника крови 8 в виде жесткого трубчатого элемента с перфорацией по периферии его диаметрального сечения с закругленным дистальным концом, двухступенчатую насосную часть и приводной узел.
Заборник крови соединяется с корпусом проточной части ПО посредством крепления гибкой вставки 7 к внешней или внутренней поверхности корпуса проточной части 110. Соединение гибкой вставки 7 с корпусом проточной части 110 осуществляется посредством клеевого соединения, спайки и т.п. По внешней или внутренней поверхности посредством клеевого, спаечного или соединения по посадке с натягом к корпусу проточной части 110 крепится спрямитель второй ступени 11. Спрямитель второй ступени 11 представляет из себя полую тонкостенную трубку переменного или постоянного диаметра в направлении оси насоса с вырезами для выхода потока из насоса. Далее спрямитель второй ступени соединяется по посадке или иным способом с корпусом приводного узла 2, в котором находятся двигатель 9 и магнитная полумуфта 10, передающая вращение от двигателя 9 посредством магнитного поля на рабочее колесо второй ступени 3 и рабочее колесо первой ступени 5. Рабочее колесо первой ступени 5 и второй ступени 3 расположены на валу 17 (не показан на фиг.2). В качестве стационарных опор для вала 17 служат спрямитель первой ступени 4 с подшипниками качения или скольжения и спрямитель входного потока 6 с подшипником скольжения или качения при этом спрямитель первой ступени 4 и спрямитель входного потока 6 запрессованы, вклеены или припаяны к внутренней стенке корпуса проточной части ПО, т.е. являются стационарными (неподвижными) элементами.
Проводящий зонд 1 крепится к корпусу двигателя 9 посредством крышки приводного узла 12, напрессованной, вклеенной или впаянной в корпус капсулы привода 2.
Рабочая жидкость забирается через концевик-заборник 8 и проходит сквозь гибкую вставку 7, соединенную с корпусом проточной части ПО (фиг.З). Поток, попадая на спрямитель входного потока 6 спрямляется. За счёт лопаток спрямителя входного потока 6 у потока уменьшается окружная составляющая скорости, а сам поток становится близким к осевому. На выходе из спрямителся входного потока поток забирается лопатками рабочего колеса первой ступени 5, которое сообщает потоку энергию вращения и проталкивает поток дальше на стационарные лопатки спрямителя первой ступени 4, в котором кинетическая энергия потока преобразуется за счет торможения потока о неподвижные лопатки в энергию давления. Далее поток проходит через рабочее колесо второй ступени 3, где снова получает дополнительную кинетическую энергию от вращения, которая преобразуется в энергию давления при дальнейшем прохождении через вырезы спрямителя второй ступени 11.
Двигатель 9 находится в цилиндрической части корпуса приводного узла 13. На вал двигателя устанавливается втулка 14 с магнитами 16, формируя таким образом магнитную полумуфту 10 (фиг. 2). Момент от вала двигателя передается втулке 14 с магнитами 16. Далее момент передается посредством магнитного поля, формируемого между магнитами втулки 14 и магнитами у основания рабочего колеса второй ступени 3, которое находится на общем валу 17 (фиг. 3). Рабочие колеса первой и второй ступени находятся на общем валу 17 и вращение, передаваемое на рабочее колесо второй ступени 3, также передается на рабочее колесо первой ступени 5. Вал 17 закреплён в подшипниках качения, скольжения в стационарном спрямителе первой ступени 4 и спрямителе входного потока 6. Количество магнитов во втулке 14 и в рабочем колесе второй ступени не меньше 4, при этом полюса магнитов чередуются.
В альтернативном варианте выполнения устройства для перекачивания крови количество криволинейных лопаток по меньшей мере одного рабочего колеса отличается от количества лопаток по меньшей мере одного спрямителя статорного аппарата, что приводит к снижению травмы крови.
Профиль лопаток рабочих колес первой 5 и второй ступени 3 в обоих вариантах осуществления определяется математическим моделированием исходя из физиологических параметров здорового сердца; расходе до 5-6 л/мин и перепаде давления до 140 - 150 мм.рт ст. Криволинейные лопатки рабочих колес первой 5 и второй 3 ступеней могут иметь одинаковый и/или разный профиль.
Профиль лопаток спрямителя входного потока 6 выбирается исходя из поведения потока на входе в насосную часть. Лопатки спрямителей первой 4 и второй 11 ступеней могут устанавливаться как в направлении оси, проходящей через вал двигателя, так и под углом к ней. Лопатки спрямителей первой 4 и второй 11 ступеней имеют сложный расчетный профиль для обеспечения стеснения потока и увеличения напора.
Бесконтактная магнитная муфта микроаксиального насоса, как показано на фиг. 3, 4 включает в себя внутреннюю ведомую муфту, образованную расположенными на торцевой поверхности основания рабочего колеса второй ступени 3 постоянными магнитами 16, герметизирующую крышку, отделяющая насосную часть от приводного узла, и внешнюю ведущую полумуфту, расположенную в приводном узле. Полумуфты выполнены, например, многополюсными с чередованием полюсов.
При этом постоянные магниты 16, как показано на сечении В-В фиг.З, в основании рабочего колеса второй ступени 3 либо запрессовываются, либо вклеиваются и изолируются от рабочей жидкости посредством герметичной крышки, которая в свою очередь может либо вклеиваться, либо привариваться к торцевой поверхности основания рабочего колеса второй ступени 3. В основании рабочего колеса второй ступени 3 расположено не менее, чем четыре постоянных магнита на равном угловом шаге друг от друга.
В одном варианте осуществления, приводной узел является внутренним и расположен внутри тела пациента. Такой вариант осуществления изображен на фиг. 1-4. Для того, чтобы отделить приводной узел от «кровяного участка», приводной узел установлен в герметичной капсуле непосредственно в крупном сосуде (например, аорте) и включает расположенные в герметичном корпусе 2 двигатель 9 с приводным валом. Внешняя ведущая полумуфта, выполненная в виде втулки 14 с постоянными магнитами 16, установлена непосредственно на валу двигателя 9. При этом постоянные магниты 16 в основании втулки 14 либо запрессовываются, либо вклеиваются.
Вращающийся приводной вал двигателя 9 приводит в движение посаженную на вал внешнюю ведущую полумуфту 10, которая передает момент через стенку герметичного корпуса 2 на внутреннюю ведомую полумуфту составленную магнитами в основании рабочего колеса второй ступени 3 посредством постоянного магнитного поля.
Крышка 12 герметичной капсулы 2 приводного узла, выполненная конической с выходным отверстием и устанавливается на герметичный корпус 2, например, путем навинчивания.
В другом варианте осуществления приводной узел является внешним и расположен вне тела пациента. Приводной узел устанавливается в корпусе 25 (фиг. 5) снаружи, вне организма человека, и включает двигатель 9 с крышкой 24 с приводным валом.
На приводной вал установлен шкив 25 внешней ведущей полумуфты приводного узла с постоянными магнитами 16. Вращение от вала двигателя 9 также передается на внешнюю ведущую полумуфту.
Устройство дополнительно содержит гибкий передающий зонд 1 с концевыми полумуфтами, одна из которых расположена в магнитном контакте с внутренней ведомой полумуфтой, составленной магнитами 16 в основании рабочего колеса второй ступени 3, расположенной в насосной части, а вторая - с внешней ведущей полумуфтой приводного узла составленной из шкива 26 с магнитами 16. Концевые полумуфты напрессованы/наклеены на гибкий вал 22, идущий внутри полого гибкого зонда 1 сквозь подшипники скольжения/качения 15, установленные на определенном расстоянии по всей длине гибкого вала 22 с постоянным или переменным шагом вдоль оси вала. В одном из исполнений гибкий вал 22 представляет собой стальную струну круглого сечения.
Одна из концевых полумуфт 18 приводится в движение посредством постоянного магнитного поля от внешней магнитной полумуфты составленной из шкива 26 и магнитов 16, установленной на валу внешнего двигателя 9, подключенного к плате управления для переключения режимов работы насоса в физиологическом для пациента диапазоне расходов. Плата управления может располагаться непосредственно на пациенте, либо на консоли рядом с пациентом. Режимы работы устанавливаются согласно потребности организма человека в кислороде (увеличение потребления кислорода, например, требует увеличения скорости вращения двигателя, т.к. расход при этом увеличивается) Шкиф 27 концевой полумуфты 18 с постоянными магнитами 16 установлен на гибком валу 22 посредством подшипника качения/скольжения 15 и находится в корпусе
20 с крышкой 19, жестко связанной с зондом 1 посредством клеевого или паечного соединения.
Для подшивания к мягким кожным слоям на корпусе 20 предусмотрены проушины
21 (фиг. 7), равномерно расположенный по всей окружности корпуса 20.
На другом конце зонда 1 на гибкий вал 22 также напрессовывается/наклеивается концевая полумуфта 10 с постоянными магнитами 16 (фиг.6)
Концевая магнитная полумуфта 10 в виде втулки расположена в герметичном корпусе 23 с крышкой-переходником 28, который соединен с зондом 1 и находится в контакте с внутренней ведомой полумуфтой сформированной магнитами 16 в основании рабочего колеса второй ступени 3.
Через внешнюю ведущую полумуфту приводного узла, состоящую из шкива 26 и постоянных магнитов 16, крутящий момент передается на концевую полумуфту 18, расположенную в теле пациента, посредством постоянного магнитного поля. Далее момент от первой концевой полумуфты 18 переходит на жестко скрепленный с ней гибкий вал 22, расположенный в зонде 1, который проходит по сосуду до восходящего отдела аорты, в котором расположена насосная часть микроаксиального насоса. На конце гибкого вала 22 в герметичной капсуле 23 расположена еще одна концевая полумуфта 180, которая передает момент через стенку герметичной капсулы 23 на внутреннюю ведомую полумуфту в основании рабочего колеса второй ступени 3.
Микроаксиальный насос работает следующим образом (фиг.8).
Микроаксиальный насос размещают в полости левого желудочка одним из известных способов:
- через сосудистый протез, анастомозированный с восходящей аортой, и далее через аортальный клапан в полость левого желудочка;
- через сосудистый протез, анастомозированный с подключичной артерией слева;
- через бедренную артерию и восходящую аорту.
Размещение насоса в области правого желудочка возможно антеградно через бедренную вену и правое предсердие.
После запуска насоса кровь забирается из полости левого или правого желудочка посредством вращения рабочих колес через концевик-заборник. Проходя через гибкую вставку, кровь попадает на спрямитель входного потока, который за счет ориентации лопаток обеспечивает близкое к безударному набегание потока на лопатки рабочего колеса первой ступени. В области рабочего колеса первой ступени поток получает дополнительную кинетическую энергию от вращения рабочего колеса и переходит на лопатки спрямителя первой ступени, лопатки которого способствуют снятию закрутки потока после ротора и увеличению напора.
Далее поток перекачиваемой среды попадает в область рабочего колеса второй ступени, в которой также приобретает дополнительную кинетическую энергию вращения от вала и попадает на спрямитель второй ступени, лопатки которого также сориентированы для снятия закрутки потока и увеличения напора. После спрямителя второй ступени поток выбрасывается в восходящий отдел аорты и попадает в большой круг кровообращения обеспечивая физиологически необходимый расход крови и перепад давления.
Вращение рабочих колес, запрессованных или наклеенных на вал, осуществляется через магнитную полумуфту в основании рабочего колеса второй ступени. В основании рабочего колеса второй ступени расположено не менее чем четыре постоянных магнита. Момент передается посредством постоянного магнитного поля от второй полумуфты, расположенной в герметичном корпусе и установленной либо на вал двигателя непосредственно (при внутреннем размещении двигателя), либо напрессованной/наклеенной на гибкий вал, идущий через внешнюю гибкую трубку зонда сквозь подшипники скольжения/качения, установленные на определенном расстоянии. На другом конце внешней гибкой трубки зонда на гибкий вал также напрессовывается/наклеивается внутренняя магнитная полумуфта. Внутренняя магнитная полумуфта приводится в движение посредством постоянного магнитного поля от внешней магнитной полумуфты установленной на вал внешнего двигателя, подключенного к плате управления для переключения режимов работы.
Использование изобретения позволит перекачивать кровь без существенного воздействия на неё (температурного, сдвигового), т.е. подвижные части, контактирующие с кровью, не вызывают высоких градиентов сдвиговых напряжений, а элементы двигателя существенно не изменяют температурное поле в областях контакта с рабочей жидкостью.
Приведенное описание примерного варианта осуществления дает общее представление о принципах конструирования, функционирования, изготовления и применения устройства, предлагаемого настоящим изобретением. По меньшей мере, один пример из данных вариантов осуществления проиллюстрирован прилагаемыми чертежами. Специалистам в данной области техники очевидно, что конкретные устройства, описанные в настоящем документе и проиллюстрированные на прилагаемых чертежах, представляют собой неограничивающие примерные варианты осуществления, и что объем настоящего изобретения определяется исключительно формулой изобретения. Признаки, проиллюстрированные или описанные в связи с одним примерным вариантом осуществления, можно объединять с признаками других вариантов осуществления. Предполагается, что такие модификации и изменения находятся в пределах объема настоящего изобретения.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
1. Устройство для перекачивания крови с бесконтактной магнитной муфтой, включающее расположенные по меньшей мере частично в просвете крупных кровеносных сосудов
многоступенчатую насосную часть, которая включает
корпус,
расположенные внутри корпуса
соединительный вал,
находящиеся на соединительном валу
по меньшей мере две осевые ступени, содержащие рабочие колеса с криволинейными лопатками, и статорный аппарат;
приводной узел, который включает
герметичный корпус,
расположенные внутри корпуса
двигатель,
приводимый в движение двигателем приводной вал; магнитную муфту, которая включает
внешнюю ведущую полумуфту, установленную на приводном валу приводного узла,
и внутреннюю ведомую полумуфту, расположенную на торцевой поверхности основания рабочего колеса второй ступени насосной части,
при этом приводной узел позволяет передать крутящий момент на соединительный вал насосной части от двигателя с помощью магнитного поля.
2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что статорный аппарат имеет по меньшей мере три спрямителя, один из которых является спрямителем входного потока.
3. Устройство по пункту 2, отличающееся тем, что количество криволинейных лопаток по меньшей мере одного рабочего колеса отличается от количества лопаток по меньшей мере одного спрямителя статорного аппарата.
4. Устройство по п.2, отличающееся тем, что лопатки спрямителя входного потока ориентированы вдоль оси соединительного вала и/или под углом к ней.
5. Устройство по п.2, отличающееся тем, что соединительный вал расположен в по меньшей мере одной сквозной и по меньшей мере одной концевой подшипниковой опоре.
6. Устройство по п.4, отличающееся тем, что в качестве подшипников используются подшипники скольжения и/или подшипники качения.
7. Устройство по любому из пунктов 1-6, отличающееся тем, что криволинейные лопатки рабочих колес многоступенчатой насосной части имеют одинаковый или разный профиль.
8. Устройство по п. 1 отличающееся тем, что внешний диаметр корпуса многоступенчатой насосной части меньше, чем диаметр крупных кровеносных сосудов.
9. Устройство по п.1, отличающееся тем, что внешняя ведущая полумуфта выполнена в виде втулки с расположенными постоянными магнитами в ее основании, а внутренняя ведомая полумуфта представляет собой постоянные магниты, расположенные в основании рабочего колеса второй ступени.
10. Устройство для перекачивания крови с бесконтактной магнитной муфтой, включающее
многоступенчатую насосную часть, расположенную по меньшей мере частично в просвете крупных кровеносных сосудов, которая включает
корпус,
расположенные внутри корпуса
соединительный вал,
находящиеся на соединительном валу
по меньшей мере две осевые ступени, содержащие рабочие колеса с криволинейными лопатками, и статорный аппарат;
приводной узел, расположенный вне тела пациента который включает
корпус,
расположенные внутри корпуса
двигатель,
приводимый в движение двигателем приводной вал, вращение от которого передается соединительному валу насосной части посредством гибкого передающего вала и магнитной муфты с помощью магнитного поля;
при этом магнитная муфта включает
внешнюю ведущую полумуфту, установленную на приводном валу приводного узла,
и внутреннюю ведомую полумуфту, расположенную на торцевой поверхности основания рабочего колеса второй ступени насосной части; а гибкий передающий вал расположен внутри тела пациента, и на каждом из его концов жестко закреплена концевая магнитная полумуфта:
первая концевая полумуфта расположена в магнитном контакте с внутренней ведомой полумуфтой насосной части,
вторая концевая полумуфта расположена в магнитном контакте с внешней ведущей полумуфтой приводного узла.
11. Устройство по п.10, отличающееся тем, дополнительно содержит полый гибкий зонд, внутри которого расположен гибкий передающий вал, который опирается на подшипники скольжения и/или качения с постоянным или переменным шагом вдоль оси гибкого передающего вала.
12. Устройство по любому из пунктов 10-11, отличающееся тем, что гибкий вал представляет собой стальную струну круглого сечения.
13. Устройство по п.10, отличающееся тем, что внешняя ведущая полумуфта выполнена в виде шкива с расположенными постоянными магнитами в нем, а внутренняя ведомая полумуфта представляет собой постоянные магниты, расположенные в основании рабочего колеса второй ступени.
14. Устройство по п.П, отличающееся тем, что первая концевая полумуфта выполнена в виде шкива с постоянными магнитами, а вторая концевая полумуфта выполнена в виде втулки с расположенными в ее основании постоянными магнитами.
15. Устройство по п. 14, отличающееся тем, что шкив первой концевой полумуфты и втулка второй концевой полумуфты расположены в соответствующих герметичных корпусах с крышкой-переходником, жестко связанной с гибким зондом.
PCT/RU2017/000840 2016-11-09 2017-11-09 Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты) WO2018088939A1 (ru)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP17870134.8A EP3539584A4 (en) 2016-11-09 2017-11-09 MICROAXIAL BLOOD CIRCULATION ASSISTANCE PUMP (VARIANTS)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2016144052 2016-11-09
RU2016144052A RU2637605C1 (ru) 2016-11-09 2016-11-09 Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты)

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018088939A1 true WO2018088939A1 (ru) 2018-05-17

Family

ID=60581432

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2017/000840 WO2018088939A1 (ru) 2016-11-09 2017-11-09 Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты)

Country Status (3)

Country Link
EP (1) EP3539584A4 (ru)
RU (1) RU2637605C1 (ru)
WO (1) WO2018088939A1 (ru)

Cited By (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
CN114225213A (zh) * 2021-10-29 2022-03-25 苏州心擎医疗技术有限公司 导管泵
US11368081B2 (en) 2018-01-24 2022-06-21 Kardion Gmbh Magnetic coupling element with a magnetic bearing function
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
WO2023284339A1 (zh) * 2021-07-12 2023-01-19 苏州心擎医疗技术有限公司 用于对心脏在发生功能衰竭时进行辅助的装置
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
CN116440404A (zh) * 2023-05-18 2023-07-18 苏州心岭迈德医疗科技有限公司 一种基于磁力驱动的封闭式微型泵
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
CN116603163A (zh) * 2022-01-26 2023-08-18 心擎医疗（苏州）股份有限公司 用于对心脏在发生功能衰竭时进行辅助的装置
US11754075B2 (en) 2018-07-10 2023-09-12 Kardion Gmbh Impeller for an implantable, vascular support system
US11944805B2 (en) 2020-01-31 2024-04-02 Kardion Gmbh Pump for delivering a fluid and method of manufacturing a pump
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
US12005248B2 (en) 2018-05-16 2024-06-11 Kardion Gmbh Rotor bearing system
US12064615B2 (en) 2018-05-30 2024-08-20 Kardion Gmbh Axial-flow pump for a ventricular assist device and method for producing an axial-flow pump for a ventricular assist device
US12076549B2 (en) 2018-07-20 2024-09-03 Kardion Gmbh Feed line for a pump unit of a cardiac assistance system, cardiac assistance system and method for producing a feed line for a pump unit of a cardiac assistance system

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11690997B2 (en) 2018-04-06 2023-07-04 Puzzle Medical Devices Inc. Mammalian body conduit intralumenal device and lumen wall anchor assembly, components thereof and methods of implantation and explanation thereof
AU2020248173A1 (en) 2019-03-26 2021-11-25 Puzzle Medical Devices Inc. Modular mammalian body implantable fluid flow influencing device and related methods
WO2021062565A2 (en) * 2019-10-04 2021-04-08 Puzzle Medical Devices Inc. Fluid kinetic energy redistribution system for use as hemodynamic support
WO2021062566A1 (en) * 2019-10-05 2021-04-08 Puzzle Medical Devices Inc. Modular impeller system for fluid circulation
RU2731806C1 (ru) * 2019-12-10 2020-09-08 Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский университет "Московский институт электронной техники" Осевой насос для перекачивания крови
RU2759127C2 (ru) * 2020-04-14 2021-11-09 Общество с ограниченной ответственностью "ХАРТ МЕХАНИКА" Катетерный микронасос для механической поддержки кровообращения
RU2744482C1 (ru) * 2020-06-17 2021-03-10 Евгений Петрович Банин Насос вспомогательного кровообращения с торцевым двигателем
CN114796846B (zh) * 2021-12-03 2023-07-11 深圳核心医疗科技股份有限公司 血泵及其驱动装置
CN114177516B (zh) * 2021-12-22 2024-05-14 江苏大学 一种用于左心室辅助的大流量两级导管泵及其使用方法
CN114602055A (zh) * 2022-03-07 2022-06-10 江苏大学镇江流体工程装备技术研究院 一种急救型快速微创植入的多级导管血泵

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5211546A (en) * 1990-05-29 1993-05-18 Nu-Tech Industries, Inc. Axial flow blood pump with hydrodynamically suspended rotor
RU2051695C1 (ru) 1991-02-20 1996-01-10 Научно-Исследовательский Институт Трансплантологии И Искусственных Органов Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения
US5507629A (en) 1994-06-17 1996-04-16 Jarvik; Robert Artificial hearts with permanent magnet bearings
RU2131271C1 (ru) 1993-10-25 1999-06-10 Научно-исследовательский институт трансплантологии и искусственных органов МЗ РФ Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения
US6176822B1 (en) 1998-03-31 2001-01-23 Impella Cardiotechnik Gmbh Intracardiac blood pump
US6217541B1 (en) * 1999-01-19 2001-04-17 Kriton Medical, Inc. Blood pump using cross-flow principles
EP1207934A2 (en) 1999-09-03 2002-05-29 A-Med Systems, Inc. Guidable intravascular blood pump and related methods
US20090093764A1 (en) * 2007-10-08 2009-04-09 Ais Gmbh Aachen Innovative Solutions Catheter device
US20120029265A1 (en) 2007-02-26 2012-02-02 Heartware, Inc. Intravascular ventricular assist device
US20130138205A1 (en) * 2011-11-28 2013-05-30 MI-VAD, Inc. Ventricular assist device and method
US8849398B2 (en) * 2011-08-29 2014-09-30 Minnetronix, Inc. Expandable blood pump for cardiac support

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3399528B2 (ja) * 1992-07-30 2003-04-21 コーブ カルディオバスキュラー， インコーポレイテッド 渦巻き型血液ポンプ
WO2000019097A1 (en) * 1998-09-30 2000-04-06 A-Med Systems, Inc. Blood pump system with magnetic cable drive
EP1208630B1 (de) * 1999-04-20 2003-12-17 Berlin Heart AG Vorrichtung zur schonenden förderung von ein- oder mehrphasigen fluiden
AU2003273612A1 (en) * 2002-06-11 2003-12-22 Walid Aboul-Hosn Percutaneously introduced blood pump and related methods
US8419609B2 (en) * 2005-10-05 2013-04-16 Heartware Inc. Impeller for a rotary ventricular assist device
CA2611313A1 (en) * 2005-06-06 2006-12-14 The Cleveland Clinic Foundation Blood pump
AT504990B1 (de) * 2007-02-27 2008-12-15 Miracor Medizintechnik Handels Katheter zur unterstützung der leistung eines herzens
EP2248544A1 (de) * 2009-05-05 2010-11-10 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Im Durchmesser veränderbare Fluidpumpe, insbesondere für die medizinische Verwendung

Patent Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5211546A (en) * 1990-05-29 1993-05-18 Nu-Tech Industries, Inc. Axial flow blood pump with hydrodynamically suspended rotor
RU2051695C1 (ru) 1991-02-20 1996-01-10 Научно-Исследовательский Институт Трансплантологии И Искусственных Органов Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения
RU2131271C1 (ru) 1993-10-25 1999-06-10 Научно-исследовательский институт трансплантологии и искусственных органов МЗ РФ Осевой лопаточный насос для вспомогательного кровообращения
US5507629A (en) 1994-06-17 1996-04-16 Jarvik; Robert Artificial hearts with permanent magnet bearings
US6176822B1 (en) 1998-03-31 2001-01-23 Impella Cardiotechnik Gmbh Intracardiac blood pump
US6217541B1 (en) * 1999-01-19 2001-04-17 Kriton Medical, Inc. Blood pump using cross-flow principles
EP1207934A2 (en) 1999-09-03 2002-05-29 A-Med Systems, Inc. Guidable intravascular blood pump and related methods
US20120029265A1 (en) 2007-02-26 2012-02-02 Heartware, Inc. Intravascular ventricular assist device
US20090093764A1 (en) * 2007-10-08 2009-04-09 Ais Gmbh Aachen Innovative Solutions Catheter device
US8849398B2 (en) * 2011-08-29 2014-09-30 Minnetronix, Inc. Expandable blood pump for cardiac support
US20130138205A1 (en) * 2011-11-28 2013-05-30 MI-VAD, Inc. Ventricular assist device and method

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3539584A4

Cited By (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11717670B2 (en) 2017-06-07 2023-08-08 Shifamed Holdings, LLP Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11185677B2 (en) 2017-06-07 2021-11-30 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11511103B2 (en) 2017-11-13 2022-11-29 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
US11368081B2 (en) 2018-01-24 2022-06-21 Kardion Gmbh Magnetic coupling element with a magnetic bearing function
US11804767B2 (en) 2018-01-24 2023-10-31 Kardion Gmbh Magnetic coupling element with a magnetic bearing function
US12076545B2 (en) 2018-02-01 2024-09-03 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US10722631B2 (en) 2018-02-01 2020-07-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11229784B2 (en) 2018-02-01 2022-01-25 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US12005248B2 (en) 2018-05-16 2024-06-11 Kardion Gmbh Rotor bearing system
US12064615B2 (en) 2018-05-30 2024-08-20 Kardion Gmbh Axial-flow pump for a ventricular assist device and method for producing an axial-flow pump for a ventricular assist device
US11754075B2 (en) 2018-07-10 2023-09-12 Kardion Gmbh Impeller for an implantable, vascular support system
US12076549B2 (en) 2018-07-20 2024-09-03 Kardion Gmbh Feed line for a pump unit of a cardiac assistance system, cardiac assistance system and method for producing a feed line for a pump unit of a cardiac assistance system
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
US11944805B2 (en) 2020-01-31 2024-04-02 Kardion Gmbh Pump for delivering a fluid and method of manufacturing a pump
WO2023284339A1 (zh) * 2021-07-12 2023-01-19 苏州心擎医疗技术有限公司 用于对心脏在发生功能衰竭时进行辅助的装置
CN114225213B (zh) * 2021-10-29 2023-04-25 苏州心擎医疗技术有限公司 导管泵
CN114225213A (zh) * 2021-10-29 2022-03-25 苏州心擎医疗技术有限公司 导管泵
CN116603163A (zh) * 2022-01-26 2023-08-18 心擎医疗（苏州）股份有限公司 用于对心脏在发生功能衰竭时进行辅助的装置
CN116440404B (zh) * 2023-05-18 2024-03-08 苏州心岭迈德医疗科技有限公司 一种基于磁力驱动的封闭式微型泵
CN116440404A (zh) * 2023-05-18 2023-07-18 苏州心岭迈德医疗科技有限公司 一种基于磁力驱动的封闭式微型泵

Also Published As

Publication number Publication date
RU2637605C1 (ru) 2017-12-05
EP3539584A4 (en) 2020-06-03
EP3539584A1 (en) 2019-09-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2637605C1 (ru) Микроаксиальный насос поддержки кровообращения (варианты)
US11185678B2 (en) Blood pump
US11813445B2 (en) Mechanical circulatory support device with centrifugal impeller designed for implantation in the descending aorta
US10251985B2 (en) Axial flow pump with multi-grooved rotor
US6176848B1 (en) Intravascular blood pump
CN102438674B (zh) 导管泵
US7972122B2 (en) Multiple rotor, wide blade, axial flow pump
JP6009421B2 (ja) 遠心回転血液ポンプ
US7189260B2 (en) Ventricular assist system secondary impeller
CN103083742A (zh) 一种低血损的微型轴流式人工心脏
EP3630218A1 (en) Mechanical circulatory support device with centrifugal impeller designed for implantation in the descending aorta
RU2629054C1 (ru) Осевой насос вспомогательного кровообращения
US20230381489A1 (en) Implantable centrifugal cardiac assist pump having permanent magnets embedded in impeller
AU766439B2 (en) Hybrid magnetically suspended and rotated centrifugal pumping apparatus and method
CN115419601A (zh) 混流式轴流离心组件和人工心脏泵
Benkowski et al. Rotary blood pump

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17870134

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2017870134

Country of ref document: EP

Effective date: 20190611