专利名称：血泵的制作方法
血泵本发明涉及血泵领域。这里和在下文中的血泵待被理解为用于在人体或动物体内支持或产生血流的泵，并且适于植入人或动物的胸腔并且位于心脏外部。通过左心室辅助装置(LVAD)，在左半心脏和血泵的进口之间以及在血泵的出口和离开心脏的主动脉之间存在连接，用于支持或产生通过身体的血液循环(体循环)。通过右心室辅助装置(RVAD)，在右半心脏与通向左、右肺动脉的肺动脉干之间存在连接(或者在RVAD与左肺动脉和/或右肺动脉之间存在直接连接)，用于支持或产生通过肺的血液循环(肺循环)。血泵内的血液被引导通过为泵壳的一部分或者被设置在这种泵壳中的空心体。具有用于产生压力和由此引起的血流的叶片装置的回转叶轮被设置在空心体中。所谓的全人工心脏(全心脏泵)包括左心室辅助装置和右心室辅助装置(血泵)，用于支持或产生完全血液循环。柔性连接管或连接管道以及(视需要)流动弯曲部或弯头被用于产生血泵和心脏或血管之间的上述连接。而且，至少一 个电缆线路有必要用于能量供给和(视需要)用于控制血泵，所述电缆线路将血泵连接到能量存储器和(视需要)连接到控制单元。植入和使用这种血泵(具体地，全人工心脏)的主要问题是这种血泵和柔性连接管路以电缆线路在心脏附近的胸腔空间中的空间需求。另一困难在于破坏血细胞(溶血)的危险，这是由于血泵(特别是在叶轮的机械轴承处)沿血液流过血泵的方向变窄和突然变化、以及血泵内的大的压力梯度造成的。为此目的在设计血泵时，常常用磁力轴承和/或液力轴承来代替叶轮的机械轴承。另外的问题在于以下事实，S卩，与体循环相比，对于肺循环需要产生显著较小的血压，然而，需要通过体循环和肺循环运输每次相同的血量。由血泵产生的血压取决于血泵的叶轮的旋转速度。已经发现，难以设计这样的泵，该泵适于设定在大约5mmHg至大约15OmmHg的范围内的显著不同的血压值，并且具有适于生理条件的在01/min至201/min之间的稳定的、恒定容积流量，并且由此该泵可以作为RVAD以及LVAD应用，或该泵适于全人工心脏的设计。因此，本发明的目的在于提出一种血泵以及全人工心脏，该血泵以及全人工心脏解决或至少减少了上述问题。因此相应的血泵或全人工心脏应具有尽可能低的空间需求并且适于以对血液尽可能温和的方式支持或产生血压。而且，它应该适于以尽可能合适的容积流量覆盖大的血压范围。根据本发明，该目的通过根据独立专利权利要求的所述血泵来实现。本发明的进一步改进和实施方式是相应的从属权利要求的主题。根据本发明的血泵包括空心体，所述空心体中设置具有叶片装置的叶轮，用于产生血液沿着所述叶轮的轴向推进力；所述血泵还包括用于所述叶轮的至少部分主动稳定的磁力轴承装置和液力轴承装置，其中，所述叶轮借助定位在所述空心体外的马达定子能设定成绕其旋转轴线旋转，并且其中所述空心体包括进口和出口，该进口用于使血液沿大致平行于所述旋转轴线的流入方向流入所述空心体，该出口用于使血液沿流出方向流出所述空心体，所述出口设置成相对于所述叶轮的所述旋转轴线偏移，以用于在所述流入方向和所述流出方向之间产生流出角，该流出角不等于零。因此，所述出口被理解为所述空心体的壁中的开口，其中，通常所述出口通过连接接头被进一步引导到外界。本发明基于通过使血液的所述流入方向和血液的所述流出方向之间的角度不等于零来实现所述血泵(包括必要的柔性连接管)的尽可能小的空间需求的概念，其中通过适当地选择该角度，所述植入血泵的所述出口能沿待连接该血泵的血管(因此例如是主动脉、肺动脉干或其他血管)的方向对齐。以该方式，能选择所述血泵和所述血管之间的特别短的柔性连接管道，这是因为所述柔性连接管道能被以尽可能直线的方式并且在直接通路中弓I到所述血管，而不是沿着形成迂回路的弯曲部引导。而且，用于使血液的流向偏转的流动弯曲部或弯头的应用通常由此变得多余。该角度优选地处于30°至大约150°的范围内，特别优选地在大约75°至大约105°之间的范围内，其中，在给定90°角的情况下，血液与所述旋转轴线成直角地离开所述血泵，并且在给定0°角的情况下，实现沿所述轴向方向的流出。
在应用常规的轴向血泵的情况下，通常，明显弯曲的柔性连接管道是必需的，这是因为常规的轴向血泵始终具有轴向出口(即，血液的所述流入方向和所述流出方向之间的角度大约是0° )。血液借助所述叶轮的轴向推进力的基本原理由根据本发明的所述血泵来实现。这是有利的，因为也被称为轴向泵并且主要对血液施加轴向力作用且由此主要轴向地加速(血液)的那些血泵因此沿着所述叶轮沿所述旋转轴线的方向以特别温和的方式输送血液。与此相比，所谓的径向泵与所述叶轮的所述旋转轴线相比主要径向地加速血液。而且径向泵主要具有径向出口，所述径向出口常常带来至血管的特别短的连接的优点。本文提出根据本发明的所述血泵因此合并轴流泵和径向泵的优点，所述轴流泵的优点在于温和输送血液，所述径向泵的优点在于所述血泵和所述血管之间的较短的柔性连接管和因此关于小的空间需求及改进的转子动力学。为了产生血液的轴向推进力，根据本发明，所述叶轮的所述叶片装置设计为螺旋形件(螺旋形)。这种螺旋形叶片装置能够是单头或多头的。因此，所述螺旋形件能包括一个或更多个(优选地，两个到六个)单独的螺旋形(即螺旋状)的叶片(叶)。所述叶片装置的这些叶片中的每个均相对于所述叶轮的所述旋转轴线绕该叶轮以一圈的一部分、整圈或若干圈缠绕。优选地，单独的叶片绕所述叶轮缠绕至少一圈(更优选地，至少一又二分之一圈)。此外，指向下游的所述螺旋形件的至少一个叶片的表面和所述叶轮的所述旋转轴线形成非零角度(叶片角)。所述叶片角与所述叶片装置的节距和导程有关。类似于普通螺纹非术语，如果所述叶片装置是单头叶片装置，那么所述叶片装置的所述节距被定义为叶片的两个相邻缠绕体(winding)之间的轴向距离，如果所述叶片装置具有两个或更多个单独的叶片，那么所述节距被定义为两个相邻的叶片之间的轴向距离。上述相应的距离始终在所述叶片或所述叶片缠绕体沿面向同一轴向方向(并且不彼此面向)的表面之间进行测量。因此，所述叶轮的所述叶片装置的所述导程能被定义为这样的轴向距离，当所述叶轮被转过一周时(为了简化忽略体积元的任何切向运动)，使血液的与所述叶片装置的叶片相邻的所述体积元轴向前进该轴向距离。为了确定在所述叶片装置的轴向端处的所述节距和所述导程，能沿轴向外推所述叶片装置。在恒定节距的特定情况下，N头螺旋形叶片装置的导程等于所述节距乘N。通过修改所述叶片装置的局部叶片角、所述节距和所述导程，能够调整所述叶片装置对于血液的运输影响。所述叶片角、所述节距以及所述导程能沿着所述叶轮的轴向范围(长度)变化。因此，所述叶轮的给定轴向位置处的所述叶片角、所述节距或所述导程被分别称为局部叶片角、局部节距或局部导程。优选地，所述叶片装置沿着其整个轴向范围的局部节距处于2mm至20mm之间的范围内，更优选地处于3_至15_之间的范围内。所述叶片装置沿着其整个轴向范围的所述局部导程优选地处于2mm至120mm之间的范围内，更优选地处于3mm至40mm之间的范围内。沿着所述叶片装置的整个轴向范围的局部叶片角处于80°和20°之间的范围内，更优选地处于70°和30°之间的范围内。所述局部节距和所述局部导程可以从所述叶片装置的上游侧到所述叶片装置的下游侧增大。在所述上游侧处，所述局部节距能处于2mm至8mm之间的范围内，并且在所述 下游侧处所述局部节距处于IOmm至20mm之间的范围内。在所述上游侧，所述局部导程能处于2mm至50mm之间的范围内，并且在所述下游侧所述局部导程处于IOmm至120mm之间的范围内。优选地所述局部节距和所述局部导程从所述叶片装置的所述上游侧到其所述下游侧单调地增大。所述上游侧处的所述叶片角优选地在80°和45°的范围内，更优选地在75°和55°的范围内。所述叶片装置的所述下游侧处的所述叶片角优选地在70°和35°的范围内，更优选地在60°和40°的范围内。优选地所述叶片角从所述叶片装置的所述上游侧到其所述下游侧单调地减小。沿着所述叶片装置的轴向范围取所述局部节距、所述局部导程和所述叶片角的平均值分别产生平均节距、平均导程和平均叶片角。优选地，所述平均节距处于5mm至12mm之间的范围内，所述平均导程处于5mm至85mm之间的范围内。而且，所述平均叶片角优选地处于45°至65°之间的范围内。根据本发明，血压建立不仅由借助所述叶片装置轴向向前推动血液引起，而且另外借助传递切向流速及其在血液上的旋转能量引起。通常，所述血液的切向流速和借助所述叶片装置传递到血液上的旋转能量的量随着节距和导程增大及叶片角减小而增大。在下图所示的特定实施方式中，所述叶片装置延伸到所述血泵的螺旋形壳体内。因为从所述螺旋形壳体(螺旋管)流出的血液与所述叶轮相切地流动，因此血液的上述切向速度分量有效地用于增大压力。所述叶片装置的单个螺旋状叶片优选地沿着所述叶轮的长度连续设计。此外，所述叶片装置优选地遍及所述叶轮的轴向范围(长度)的至少80%，更优选地遍及所述叶轮的长度的至少90%，最优选地遍及所述叶轮的全长。因此，所述叶轮特别适于产生血液的温和的、低瑞流的轴向推进力。优选地，所述螺旋形件的外轮廓以筒形方式设计。此外，而且，所述叶轮的在所述上游侧和所述下游侧之间承载该叶轮的所述叶片装置的外周面能基本上为筒形的、截锥形的或锥形的。还能设想沿着所述叶轮改变所述叶片装置的高度，优选地增大所述螺旋形壳体内的高度。而且，所述叶轮优选地沿所述旋转轴线的方向被伸长。优选地，所述叶轮具有这样的最大总直径(包括所述叶片装置且垂直于所述旋转轴线测量的)，该最大总直径不大于所述叶轮的所述叶片装置的所述轴向范围(长度)的60%，更优选地不大于所述叶轮的所述叶片装置的所述轴向长度的30%。所述叶轮的伸长形式允许所述血泵具有特别细长的形状。在一个实施方式中，能设想，所述叶片装置的最大径向范围(S卩，所述叶片装置的最大高度)小于所述叶轮的最大总半径的50% (垂直于所述旋转轴线测量的并且包括所述叶片装置)，优选地所述叶片装置的最大高度小于所述叶轮的最大总半径的30%。典型地，所述叶片装置的最大高度处于Imm至4mm之间的范围内，更优选地处于I. 5mm至3mm之间的范围内。所述叶片装置的至少一个叶片能具有这样的最大宽度(垂直于所述旋转轴线并且垂直于所述叶片装置的高度测量的)，该最大宽度小于所述叶轮的最大总周长的10% (垂直于所述旋转轴线测量的并且包括所述叶片装置)，优选地所述最大宽度小于所述叶轮的所述最大总周长的5%。典型地,所述最大宽度处于O. 5mm至3mm之间的范围,优选地处于Imm至2_之间的范围。以该方式，所述至少一个叶片具有薄螺旋状肋的形式。根据本发明的所述血泵的进一步的特征在于，省除出口导流叶，该出口导流叶沿流动方向被安装在所述叶轮的下游。具有轴向出口的普通轴向泵中的这种下游导流叶用于将血液的旋转运动转变成附加的轴向压力增大，由此用于有效增大血液的轴向输送。在根据本发明的非轴向出口的情况下，血液的旋转运动至少部分地还有助于由所述血泵产生的血压，该血压有利地还能通过省除所述下游导流叶而被利用。而且，通过省除该下游导流叶避免通过借助所述下游导流叶来偏转血液的血液的机械加载，借此进一步降低对血液破坏的危险。通过省除所述下游导流叶实现的另一个重要优点在于所述血泵的较小轴向长度，因此在于减小所述血泵的空间需求。而且，由于省除了所述下游导流叶，也消除了所述下游导流叶在所述血泵的某些操作点处的不利湍流(onflow)角问题。如果具体地所述下游导流叶受到以不利角度的湍流，那么由于所述下游导流叶而甚至可能出现压力损失。而且，在所述下游导流叶处能形成局部压力波动，该局部压力波动对血液在所述叶轮上的流动过程有不利影响并且使该叶轮的稳定支承更困难，特别是在低转速的情况下。如例如W000/64030所述的，用于所述叶轮的至少部分主动稳定的磁力轴承装置基本上适于无接触地吸收径向力以及轴向力。具体地，已经发现轴向轴承的主动稳定性(主动轴向稳定性)在所有转速下都是特别有利的。所述磁力轴承装置能包括永磁体元件，为了主动轴向稳定性所述永磁体元件被整体形成到所述叶轮中(所述叶轮通常还包括永磁体元件，所述永磁体元件用作马达的马达转子)。另外，所述磁力轴承系统能包括用于主动轴向稳定性的环形线圈，该环形线圈允许通过轴向磁通量使所述叶轮的轴向位置主动稳定(闭环控制)。这些环形线圈独立于马达绕组并且排他地用于所述叶轮的主动稳定的轴向支承。所述环形线圈能例如布置在所述空心体外，使得它们以环形方式围绕该空心体。而且，所述磁力轴承装置能包括传感器系统以及闭环控制单元，所述传感器系统用于测量所述叶轮的 位置，特别用于确定与轴向期望位置的偏差，所述闭环控制单元连接到所述传感器系统和环形磁体，并且根据所测量的所述叶轮的轴向位置设定通过所述环形磁体产生的磁通量，用于校正所述叶轮与所述期望位置的可能偏差。更多的细节待例如从上述文献或下面的本发明的具体实施方式
的说明进一步推断。
在另一改进中，所述血泵的所述磁力轴承装置还包括用于被动径向支承(被动径向稳定)所述叶轮的永磁轴承元件。这些用磁力轴承元件能例如设置在所述空心体内直接位于所述叶轮的上游侧或下游侧附近，例如，设置在轮毂或叶轮、所述空心体的导流叶或终止板中。更多的细节待再次从所述文献或下面的本发明的具体实施方式
的说明进一步推断。所述血泵中所述叶轮的所述液力轴承基本上是已知的。在本发明的一个实施方式中，设想如W002/66837的所述叶轮的所述液力轴承装置通过连接到所述叶轮的支承环或若干这种支承环来实现，并且以该方式，形成所述支承环和所述空心体的内壁之间的环形隙(或若干环形隙)，用于径向支承所述叶轮。优选地形成为旋转对称的空心筒的这种支承环能设计成具有不同宽度并且能在任何位置处被紧固在所述叶轮上，以便实现所述叶轮的最佳稳定性，特别是相对于使所述叶轮倾斜的稳定性。以该方式，可以以特别有效的方式补偿所述叶轮的液力和机械不平衡。如在下面进一步描述的，在(螺旋形的)排放通道部分外接所述叶轮的情况下，那么这是特别有利的。在该情况下，沿流动方向直接位于所述排放通道的上游的合适的支承环能有助于所述叶轮的稳定性。
本发明的另一个改进设想所述空心体的所述出口设置在所述叶轮的上游侧和所述叶轮的下游侧之间，所述上游侧面向所述进口，所述下游侧远离所述进口。以该方式，可以实现具有减小的结构长度的特别紧凑的实施方式。而且，已经发现，这有助于所述血泵的特别良好的流动特性，因此也有助于所述叶轮的稳定性，借此能由所述血泵覆盖的压力区域增大。优选地，所述出口设置在所述叶轮的所述下游侧的直接环境中，以便尽可能地利用由所述叶轮的所述叶片装置引起的实际推进力，所述叶片装置优选地在其外周面的整个长度范围内装有叶片。为了增大所述叶片装置，所述叶轮的所述叶片装置优选地还沿着所述出口(即在所述出口的高度处)延伸。在另一个改进中，所述血泵包括背板，该背板基本上垂直于所述叶轮的所述旋转轴线设置，用于终止所述空心体。在如上所述所述出口设置在所述叶轮的所述上游侧和所述下游侧之间的情况下，该背板优选地设置在所述叶轮的所述下游侧的直接附近，因此以便避免所述叶轮和所述背板之间的无流动死区。这种死区通常带来血块的增大风险并且因此应尽可能避免这种风险。在另一改进中，所述背板设计为易于打开的封闭件，以用于简单地产生进入所述空心体的轴向入口，诸如用于在组装过程期间更简单地组装或者调节所述血泵。在一个实施方式中，设想所述空心体的内径被扩大以形成排放通道，该排放通道绕所述叶轮成切线延伸并且伸出到所述出口(螺旋形壳体)中。这种排放通道允许将血液以基本上与所述叶轮相切(更确切地，与所述叶轮的外周面相切)的方式通过所述出口从所述空心体排出。以该方式，血液的相应的切向流分量和由此带来的血液的动能在流出所述空心体时被特别良好地且以低损耗的方式保持并且能被利用以有效地产生血压。血液的与所述外周面相切但垂直于所述旋转轴线分布的分量原则上始终随着轴向泵出现，这是因为除轴向分量之外，由所述叶轮产生的推进力还具有垂直于所述旋转轴线的分量。具体地，通过这种排放通道避免具有由于简单的径向出口可能发生的相应能量损耗的涡流。而且，以该方式，所述血泵的流动特性被改善，由此还改善了所述叶轮的稳定性，借此能由所述血泵覆盖的压力范围被进一步增大。而且同时地，能在很大程度上避免上述涡流带来的血液的机械加载。为了实现尽可能高效的血液输送和尽可能紧凑的结构形状，所述叶轮的所述叶片装置还沿所述排放通道(即，在所述排放通道的高度处)延伸。另一个改进设想所述排放通道朝向所述出口加宽，因而被以像螺旋形壳体的螺旋方式设计。以该方式，实现朝向所述出口的流速(具有恒定容积流量)的连续减小和涡流形成的减少，因而实现血液特别温和地流出所述空心体。而且，在过渡到出口通道的所述出口处，由所述血泵产生的压力增大能通过减小的血液流速以特别有效的方式被传输。在该示例中在所述血泵的所述出口处的典型流速处于低于lm/s的量级。在另一实施方式中，设想所述叶轮的在所述上游侧和所述下游侧之间承载该叶轮的所述叶片装置的外周面基本上为筒形、截锥形或锥形，用于产生尽可能均匀且无涡流的推进力。以该方式，确保主要的轴向推进力，因而确保对于血液温和的推进力。然而，还能通过所述叶轮的朝向其下游侧增大的直径实现附加的径向加速分量。
具体地，与所述叶轮的筒形或截锥形设计结合，能设想设置在所述叶轮的所述上游侧的进口导流叶。该进口导流叶在一方面用于所述叶轮的尽可能无涡流的湍流，因而用于对血液温和且尽可能无损耗的湍流，并且，该进口导流叶还能够包括固定叶片装置，以便减少血液绕所述叶轮的所述旋转轴线的旋转运动并且将该旋转运动转变成用于进一步增大所述血泵的输送输出的轴向推进力。优选地，所述进口导流叶设置在所述叶轮的所述上游侧的直接附近，用于避免或减小所述进口导流叶和所述叶轮之间的无流动死区。而且如已述的，所述进口导流叶能包括永磁轴承元件，所述永磁轴承元件是所述磁力轴承装置的部件。在另一实施方式中，设想所述血泵包括控制单元，该控制单元设置成将所述叶轮的转速设定在3000rpm至35000rpm之间的范围内，用于在所述出口处产生在5mmHg至150mmHg之间的范围内的血压，并且血液的容积流量适合需要。以该方式，能根据肺循环或体循环的流阻将容积流量设定在01/min至201/min之间。另选的血泵包括空心体，在该空心体中，叶轮设有叶片装置，以用于产生血液沿着所述叶轮的轴向推进力，其中，所述叶轮能设定成借助位于所述空心体外的马达定子绕该叶轮的旋转轴线旋转，并且其中所述空心体包括用于使血液沿基本上平行于所述旋转轴线的流入方向流入该空心体的进口以及用于使血液沿流出方向流出该空心体的出口，所述出口设置成相对于所述叶轮的所述旋转轴线偏移，用于在所述流入方向和所述流出方向之间产生流出角，该流出角不等于零，其中所述空心体的内径被扩大以形成螺旋形排放通道，该排放通道绕所述叶轮成切线延伸并且伸出到所述出口中，用于使血液流出所述空心体，所述流基本上与所述叶轮相切地流动，其中所述空心体的所述出口设置在所述叶轮的上游侧和所述叶轮的下游侧之间，所述上游侧面向所述出口，所述下游侧远离所述进口。这种血泵能包括机械式、液力式、磁力式或混合式轴承装置，用于支承所述叶轮。而且优选地所述叶轮的承载所述叶片装置的外周面能以基本上筒形的方式设计，用于轴向推进血液。在上明确说明和描述的所有技术特征都待被考虑用于进一步改进该另选的血泵。所述优点在每一情况下出现。为了完整性，再次以简短的方式引述这些特征。上述实施方式被引用以用于更详细地说明。
因此所述叶轮的液力轴承装置能设计为连接到该叶轮的支承环，用于在所述支承环和所述空心体的内壁之间形成环形隙。所述空心体的所述出口还可能设置在所述叶轮的上游侧和所述叶轮的下游侧之间，所述上游侧面向所述进口，所述下游侧远离所述进口。还能设想所述空心体的内径被扩大，用于形成排放通道，该排放通道绕所述叶轮成切线延伸并且伸出到所述出口中，用于使血液流出所述空心体，所述排放通道基本上与所述叶轮相切。而且，该排放通道可以朝向所述出口加宽。而且，能设想所述磁力轴承装置包括主动稳定的轴向轴承。此外，所述叶轮的承载所述叶片装置的外周面可以以筒形、锥形或截锥形方式设计。所述叶轮的所述叶片装置能设计为螺旋形件。而且涉及所述叶片装置的形状、如上所述的叶片装置的叶片和所述叶轮的所有特征可通过该另选的血泵来实现。而且，能设想进口导流叶，该进口导流叶能包括磁力轴承装置的部分。
最后，所述血泵能包括控制单元，该控制单元被设置成将所述叶轮的转速设定在3000rpm至35000rpm之间的范围内，用于在所述出口产生在5mmHg至150mmHg之间的血压，并且容积流量适于生理条件。在根据本发明的全人工心脏中，设想提供本文提出类型的两个血泵，其中第一血泵优选地用作LVAD并且第二血泵用作RVAD。所述全人工心脏特别节省空间并且因此能通过应用这里描述的血泵以特别简单的方式设置在心脏处的胸腔中。在一个实施方式中，设想所述全人工心脏的两个血泵的所述叶轮设置在公共旋转轴线上，借此使特别简单的设计和组装成为可能。而且，这允许所述全人工心脏具有有利的纤细形状，借此简化在胸腔中的植入。在一个实施方式示例中，两个血泵的所述叶轮固定地彼此连接成单个、公共叶轮，其中，两个血泵的空腔被结合在一起而成为公共空心体(壳体)。这实现轴向特别短的所述全人工心脏泵的结构。而且，由此简单的轴承是可能的，因为所述公共叶轮与两个单独叶轮相比具有更少的自由度。在另一实施方式示例中，设想轴承座存在于所述第一血泵的所述叶轮和所述第二血泵的所述叶轮之间，所述第一血泵和/或所述第二血泵的所述轴承装置的至少部分被整体形成到所述轴承座中。通过
图1A、1B、2_6在下文更详细地描述本发明的特定实施方式。相同的附图标记表示关于主题的相同特征。示出有图IA是贯穿本文提出类型的血泵的纵剖面的示意图；图IB是贯穿本文提出类型的血泵的纵剖面的示意图；图2是贯穿本文提出类型的血泵的纵剖面的示意图；图3是贯穿本文提出类型的血泵的空心体的截面的示意图；图4是本文提出类型的血泵的部分剖切的空心体的示意图；图5是具有单个叶轮的本文提出类型的全人工心脏的示意图；以及图6是具有两个单独的叶轮的本文提出类型的全心脏泵的示意图。贯穿本文提出类型的血泵I的纵剖面的示意图在图IA示意性地显示。血泵I包括空心体2 (表示为粗实线)，具有叶片装置4的叶轮3设置在该空心体2中。而且，该空心体2包括用于使血液沿平行于旋转轴线R (虚线所示)的流入方向流动的进口 5、和用于使血液沿垂直于剖面的流出方向流出的出口 6。因此，在该实施方式示例中，出口设置成相对于旋转轴线R成直角偏移，用于在流入方向和流出方向之间产生不等于零的流出角α，其中 α =90°。空心体2的出口 6设置在叶轮3的上游侧9 (该上游侧面向进口)和叶轮3的下游侧10 (该下游侧远离进口)之间。空心体2的内径用于形成排放通道11，该排放通道11绕叶轮3成切线地延伸并且伸出到出口 6中，用于将血液排出空心体2，所述排放基本上与叶轮3相切地进行。而且，设置液力轴承装置，该液力轴承装置设计为连接到叶轮3的两个支承环7，用于在支承环7和空心体2的内壁之间形成两个环形隙8，以便径向支承叶轮3。叶轮3的承载叶片装置4的外周表面12以筒形方式形成，但是同样可以以截锥形或锥形方式设计。叶轮的轴向尺寸(长度)L被选择成大于叶轮在其下游侧上的直径D。叶轮的叶片装置的特征在于朝向出口 6增大的节距。以该方式允许轴向推进直至排放通道11，这对血液特别温和。叶轮4的叶片装置完全(在其它实施方式中部分或根本不)轴向延伸到排放通道11和出口 6中。设置有叶片装置14’的进口导流叶14设置在叶轮3的上游侧9的直接附近。血泵还包括部分地主动稳定的轴承装置，该轴承装置包括主动稳定的、磁力轴向轴承以及被动的磁力径向轴承。该磁力轴承装置首先包括分别设置在叶轮的上游侧和下游侧处的两个永磁体15、15’。此外，两个另外的永磁轴承16、16’用于形成被动、磁力径向轴承，这两个永磁轴承16、16’的磁极相反(吸引)并且分别被整体形成到进口导流叶14和背板13中，该被动、磁力径向轴承确保叶轮3被保持在进口导流叶14和背板13之间的径向期望位置。而且，对于主动稳定的磁力轴向轴承，两个环形线圈17、17’设置在空心体2外分别位于叶轮3的前面和后面，使得这些环形线圈以环形方式绕空心体2外周，用于产生轴向磁通量。而且，磁力轴承装置包括传感器系统以及闭环控制单元(这里未示出)，该传感器系统包括被整体形成到进口导流叶14和/或背板13以及叶轮3中的距离传感器18、18’，用于测量叶轮3和进口导流叶14或背板13之间的缝隙宽度，该闭环控制单元连接到距离传感器18、18’以及环形磁体，所述闭环控制单元根据测量的叶轮的轴向位置设定由环形磁 体产生的磁通量，用于校正叶轮与轴向期望位置的可能偏差。最后，设置绕空心体2布置的马达绕组19和被整体形成到叶轮中的马达磁体20，所述马达磁体被以交替径向的方式被磁化，用于驱动叶轮3。图IB中，示出了贯穿本文提出类型的血泵I的纵剖面的示意图，该血泵I与通过图IA所述的血泵的不同之处在于，中心柱形杆16从泵I的下游侧27朝向叶轮3轴向延伸到空心体2中。在所述杆26中，整体形成有其中一个距离传感器18’，用于测量叶轮3和杆26之间的缝隙宽度，并且其中一个永磁轴承16’为被动的、磁力径向轴承的一部分。此夕卜，主动稳定轴向轴承的环形线圈17’现在轴向定位在出口 6之前并且绕空心体2布置，而在图IA所示的实施方式中，相应的环形线圈17’定位在空心体2后面(相对于轴向泵方向)并因此不会绕空心体2布置。图IB所示的实施方式的所有其它特征都和图IA所示的实施方式的特征相同。图2中，示出了贯穿本文提出类型的血泵I的纵剖面的示意图，该血泵仅由于变化 的液力轴承装置而不同于通过图IA所述的血泵。在图2所示的示例中，液力轴承装置被设计为连接到叶轮3的单个支承环7，用于在支承环7和空心体2的内壁之间形成单独的环形隙8，用于径向支承叶轮3。而且，示出了在排放通道11的高度处的空心体2的半径r，其中该半径朝向出口增大，用于形成朝向出口加宽的螺旋形排放通道11。叶轮的叶片装置的半径被表示为r’。在此 r，<r0对于所示的实施方式，r’=8mm并且r=14mm。此外，叶轮被伸长,具有40mm的轴向范围(长度)。叶片装置遍及叶轮3的总长度1，使得叶片装置4的轴向范围也是40_。叶轮3的最大总直径由2r’ =16mm给出，该总直径小于轴向叶片装置范围的50%。叶轮3的叶片装置4包括2个叶片4 (双头叶片装置)，每个叶片均具有2mm的最大高度，该最大高度小于最大总叶轮半径r’的30%。叶片4的最大宽度是I. 5mm,其小于叶轮3的最大总周长(由2 r' =52. 27mm给出)的5%。而且，叶片4每个均围绕叶轮3绕I. 8圈布置(相对于旋转轴线R)。
在叶轮3的上游侧9处，叶片装置4的局部节距是大约5mm并且局部导程是大约12mm。局部节距和局部导程朝向叶轮3的下游侧10分别单调地增大到在叶轮3的下游侧10处的大约12mm的节距值和大约40mm的导程值。平均起来节距是大约IOmm并且导程是大约30mm。在叶轮3的上游侧9处，叶片的叶片角是大约75°并且朝向叶轮的端部10单调地增大到大约45°的值。平均起来叶片角是大约60°。注意，用于量化图中所示的血泵的叶轮、叶片装置和其它零件的设计的上面给出的确切值仅用于说明目的并且绝不是限制性的。血泵的所有零件都能被建模和改造以实现期望的泵特性。用于泵设计的各个参数的优选范围在说明的概述部分中在上面进一步给出。图3示出了贯穿根据图IA或图2的血泵I的空心体2的截面的示意图。该截面与通过血泵I的空心体2的排放通道11的旋转轴线R垂直地延伸。空心体2的半径r与空心体的半径r’相比被增大到叶轮3的上游侧9的高度，用于形成排放通道11。排放通道11在其朝向排放口 6的过程中以螺旋形方式加宽并且以该方式形成螺旋形壳体。排放口 6继续向外进入连接接头21，该连接接头21进一步向外加宽，用于降低血液的流速。图4示出了根据图3的血泵I的部分剖切的空心体2的示意图。再次，能设想空心体2具有用于使血液沿由以E表示的箭头指示的流入方向流入的进口 5、以及被延长到出口接头21中的切向出口 6，该切向出口 6用于使血液沿由以A表示的箭头指示的流出方向流出，并且该流出方向与流入方向E成直角设置。筒形轴向叶轮3设置在空心体中，其中图4通过示例附加地示出叶轮的由螺旋形出口通道覆盖的一部分。该螺旋形出口通道11与叶轮3相切地延伸，伸出到出口 6中并且以该方式形成螺旋形室(螺旋形壳体)。本文提出类型的全心脏泵22的一个实施方式在图5中示意性显示。该全心脏泵包括本文提出类型的两个血泵1、1’，血泵1、1’的空心体2、2’轴向连接成公共空心体。所述全心脏泵22在其两端包括用于使来自肺循环或体循环的血液流入的两个进口 5、5’，使得右血泵I被设想为RVAD并且左血泵I’被设想为LVAD。两个血泵I、I’的两个叶轮3、3’以固定方式彼此轴向连接成公共叶轮。通过公共叶轮3、3’的叶片装置4、4’的合适设计可以以轴向方式朝向公共空心体2、2’的中间驱动血液，两个螺旋形出口通道11、11’(螺旋形室)形成在公共空心体2、2’的中间，这两个出口通道均伸出到出口 6、6’中，用于使血液切向(直角)地流出公共空心体2、2’。叶轮的叶片装置4、4’设计成用于在两个出口 6、6’处产生两个不同的血压值。螺旋形叶片装置的节距相应地适于该目的。具体地限定叶轮3’和叶片装置4’的形状的左泵I’的设计参数等于图I至图4所示的血泵的设计参数。然而，右血泵I具有相反的旋向，而且，具有较小的节距和导程值，以便以相同的转动频率产生比左血泵I’小的血压值。所有其它参数与左血泵I’的相同。在该示例中，在叶轮3的上游侧处，叶片装置的局部节距是大约3mm并且局部导程是大约10mm。局部节距和局部导程分别朝向叶轮3的下游侧单调地增大到在该叶轮3的下游侧处的大约8mm的节距值和大约25mm的导程值。平均起来节距是大约5mm并且导程是大约17mm。在叶轮3的上游侧处，叶片的叶片角是大约80°并且朝向叶轮的端部10单调地增大到大约55°的值。平均起来叶片角是大约65°。 公共空心体2、2’与公共叶轮3、3’之间的连接间隙23存在于两个出口通道11、11’之间。连接间隙23可以设计为尽可能窄，以便减少血液在第一血泵I和第二血泵I’的空腔2、2’之间的漏泄流。而且，在两个进口处全人工心脏均包括用于连接柔性连接管道的橄榄形件24、24’(连接件)。本文提出类型的全人工心脏2的一个实施方式在图6中示意性地显示。全人工心脏2包括本文提出类型的两个血泵1、1’，血泵1、1’的空心体(空腔)2、2’彼此轴向对齐并且经由轴承座25以固定方式彼此连接。轴承座包括两个血泵1、1’的用于支承两个叶轮3、3 ’的轴承装置(例如，用于轴向轴承的永磁轴承磁体)的部分。这些部分不彼此机械连接，因此可以彼此独立地绕公共旋转轴线R旋转。两个进口 5、5’被设想用于使来自肺循环或体循环的血液流动，使得如先前实施方式示例那样，右血泵I被设想为RVAD并且左血泵I被设想为LVAD。通过适当选择转速和/或通过两个叶轮3、3’的叶片装置4、4’的不同设计，血液能够沿轴承座25的方向被轴向驱动。具体地限定叶轮3和3’以及叶片装置4和4’的左泵I’和右泵I的设计参数等于图I至4所示的血泵的设计参数。而且，螺旋形出口通道11、11’(螺旋形室)均设置在两个叶轮3、3’的下游侧10、10’，并且这些出口通道在均伸出到出口 6、6’中，用于使血液切向(成直角)地流出空腔2、2，。如上所述且如图5和图6所示，所示的全人工心脏22的叶轮3、3’的下游侧彼此面向，使得血液被朝向定位于叶轮3和3’之间的全人造心脏22的中心泵送，S卩，血液被朝向连接间隙23 (图5)或朝向位于两个空心体2、2’之间的轴承座25 (图6)泵送。因此全人工心脏22的两个血泵1、1’的轴向推进力的取向是反向平行的并且指向彼此。
权利要求
1.一种血泵(1)，所述血泵包括空心体(2)，在所述空心体中设置具有叶片装置(4)的叶轮(3)，用于产生血液沿着所述叶轮(3)的轴向推进力，并且所述血泵还包括用于所述叶轮的至少部分地主动稳定的磁力轴承装置(15、15’、16、16’、17、17’、18、18’)和液力轴承装置(7)，其中，所述叶轮(3)能设定成借助定位在所述空心体外的马达定子(19)绕其旋转轴线(R)旋转，并且其中，所述空心体(2)包括进口(5)和出口(6)，所述进口用于使血液沿大致平行于所述旋转轴线(R)的流入方向(E)流入所述空心体(2)，所述出口用于使血液沿流出方向(A)流出所述空心体(2)， 所述血泵的特征在于， 所述出口(6)设置成相对于所述叶轮(3)的所述旋转轴线(R)偏移，用于在所述流入方向(E)和所述流出方向(A)之间产生流出角(a )，所述角不等于零，并且所述叶片装置(4)被设计为螺旋形件。
2.根据权利要求I所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶轮的所述液力轴承装置(7)被设计为支承环，所述支承环连接到所述叶轮，用于在所述支承环(7)和所述空心体的内壁之间形成环形隙(8)以径向支承所述叶轮(3)。
3.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述空心体(2)的所述出口(6)设置在所述叶轮(3)的上游侧(9)和所述叶轮(3)的下游侧(10)之间，所述上游侧面向所述进口( 5 )，所述下游侧远离所述进口( 5 )。
4.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述空心体(2)的内径(r )被扩大以用于形成排放通道(11)，所述排放通道绕所述叶轮切向延伸并且伸出到所述出口(6)中，用于使血液以与所述叶轮大致相切地流动的方式流出所述空心体(2)。
5.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述排放通道(11)朝向所述出口(6)加宽。
6.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(I)，其特征在于，所述磁力轴承装置具有主动稳定的轴向轴承(15、15’、17、17’、18、18’)。
7.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶轮的承载所述叶片装置的外周面(12)以大致筒形的方式、锥形的方式或截锥形的方式设计。
8.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶片装置(4)的节距沿着其整个轴向范围在2mm至20mm之间的范围内。
9.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶片装置(4)在所述叶轮的上游侧(9)处的节距在2mm至8mm之间的范围内，并且所述叶片装置(4)在所述叶轮(3)的下游侧(10)处的节距在IOmm至20mm之间的范围内。
10.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(I)，其特征在于，所述叶片装置(4)包括至少一个螺旋形叶片(4)，所述螺旋形叶片绕所述叶轮(3)缠绕至少一圈。
11.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶片装置(4)的最大高度小于所述叶轮(3)的最大总半径(r’)的50%。
12.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶片装置(4)的最大宽度小于所述叶轮(3)的最大总周长(2JI r’)的10%。
13.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(I)，其特征在于，所述叶片装置(4)遍及所述叶轮(3)的轴向长度(I)的至少80%。
14.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶轮(3)的最大总直径(2r’)不大于该叶轮(3)的所述叶片装置(4)的总轴向范围的60%。
15.根据前述权利要求中任一项所述的血泵(I)，其特征在于，设置进口导流叶(14)。
16.根据权利要求15所述的血泵(1)，其特征在于，所述磁力轴承装置(16、18)部分地结合到所述进口导流叶(14)中。
17.一种血泵(1)，所述血泵包括空心体(2)，具有叶片装置(4)的叶轮(3)设置在所述空心体中，用于产生血液沿着所述叶轮(3)的轴向推进力，其中所述叶轮(3)能设定成借助定位在所述空心体(2)外的马达定子(9)绕其旋转轴线(R)旋转，并且其中，所述空心体(2)包括进口(5)和出口(6)，所述进口用于使血液沿大致平行于所述旋转轴线(R)的流入方向(E)流入所述空心体(2)，所述出口用于使血液沿流出方向(A)流出所述空心体(2)， 所述血泵的特征在于， 所述出口(6)设置成相对于所述叶轮(3)的所述旋转轴线(R)偏移，用于在所述流入方向(E)和所述流出方向(A)之间产生流出角(a )，所述角不等于零，其中所述空心体(2)的内径(r)被扩大，以用于形成螺旋形排放通道(11)，所述排放通道绕所述叶轮(3)切向延伸并且伸出到所述出口(6)中，用于使血液以与所述叶轮(3)大致相切地流动的方式流出所述空心体(2)，其中，所述空心体(2)的所述出口(6)设置在所述叶轮(3)的上游侧(9)和所述叶轮(3)的下游侧(10)之间，所述上游侧面向所述进口(5)，所述下游侧远离所述进口(5)，并且所述叶片装置(4)设计为螺旋形件。
18.根据权利要求17所述的血泵(I)，其特征在于，设置用于支承所述叶轮的机械式、液力式、磁力式或混合式轴承装置(7、15、15’、17、17’、18、18’)。
19.根据权利要求17或18所述的血泵(1)，其特征在于，所述叶轮(3)的承载所述叶片装置(4)的外周面(12)以大致筒形的方式设计成。
20.一种全人工心脏(22)，该全人工心脏包括两个根据前述权利要求中至少一项所述的血泵(I)。
21.根据权利要求20所述的全人工心脏(22)，其特征在于，所述两个血泵(I)的所述叶轮(3)设置在公共旋转轴线(R)上。
22.根据权利要求20或21所述的全人工心脏(22)，其特征在于，所述两个血泵(I、I’)的轴向推进力的取向反向平行并且指向彼此。
全文摘要
本发明涉及一种血泵(1)，该血泵包括空心体(2)，在所述空心体中设置具有叶片装置(4)的叶轮(3)，用于产生血液沿着所述叶轮(3)的轴向推进力，并且所述血泵还包括用于所述叶轮的至少部分地主动稳定的磁力轴承装置(15、15’、16、16’、17、17’、18、18’)和液力轴承装置(7)，其中，所述叶轮(3)借助定位在所述空心体外的马达定子(19)能设定成绕其旋转轴线(R)旋转，并且所述空心体(2)包括进口(5)和出口(6)，所述进口用于使血液沿基本上平行于所述旋转轴线(R)的流入方向(E)流入所述空心体(2)，所述出口用于使血液沿流出方向(A)流出所述空心体(2)，所述出口(6)设置成与所述叶轮(3)的所述旋转轴线(R)偏移，用于在所述流入方向(E)和所述流出方向(A)之间产生流出角(α)，所述角不等于零，并且所述叶片装置(4)设计为螺旋形件。本发明还涉及包括两个本文提出类型的血泵的全人工心脏。
文档编号A61M1/10GK102711862SQ201080055324
公开日2012年10月3日 申请日期2010年11月8日 优先权日2009年11月6日
发明者A·阿恩特, H-E·彼得斯, K·杰拉琛, M·高勒内尔, P·努瑟尔, 约尔格·穆勒 申请人:柏林心脏有限公司