本发明涉及一种可植入血泵，具体涉及一种具有锯齿状流入套管的血泵。
背景技术
血泵通常用作机械循环支承设备或“mcsd”的元件。mcsd一般用于辅助患病心脏的泵送动作。布置成辅助心室泵送动作的mcsd也被称为心室辅助设备或“vad”。
用于mcsd的血泵通常植入患者体内，其中，泵的入口与诸如心室之类的心脏腔室连通，而泵的出口连接到动脉。启动泵以从心室抽血并将其泵入动脉。心脏继续跳动，使得一些血液也可以经由诸如主动脉瓣之类的瓣膜流出心室。当vad试图抽取的血液多于可用血液时，可能会发生被称为“抽吸”状况的状况。当发生这种抽吸状况时，心脏腔室可能会塌缩，使得腔室的壁部朝泵的入口被拉动并堵塞入口。在极端情况下，这种状况会导致心脏组织出现挫伤或其它损伤。另外，在已经校正不平衡流动之后，腔室壁部可以在泵入口处保持就位一段时间。
因此，mcsd通常包括控制电路，该控制电路将流过泵的流量保持在不太可能引起抽吸状况的安全值。
技术实现要素：
本发明有利地提供了一种血泵，其包括限定出流体流路的壳体。壳体限定出上游端、下游端和下游端处的出口。转子配置在壳体内并且在流体流路内，转子能沿第一方向独立于壳体旋转，并构造成将血液朝下游向出口泵送。壳体在上游端处限定出流入套管，流入套管限定出靠近转子的远端和相对的近端。流入套管还限定主纵向轴线和副纵向轴线，流入套管的近端限定绕近端径向配置的多个槽，多个槽是由在第一方向上相对于主纵向轴线倾斜和在第一方向上相对于副纵轴成角度所构成的组中的至少一个。
在本实施例的另一方面中，壳体限定出转子空间，其中，转子配置在转子空间内，其中，流入套管以与转子空间固定的空间关系安装。
在本实施例的另一方面中，转子限定出多个流体流动槽，其中，多个流体流动槽中的槽的数量不同于多个槽中的槽的数量。
在本实施例的另一方面中，多个槽在流入套管的最近端上端部敞开。
在本实施例的另一方面中，转子是构造成沿着主纵向轴线推动流体的叶轮。
在本实施例的另一方面中，转子是构造成垂直于主纵向轴线推动流体的叶轮。
在本实施例的另一方面中，多个槽中的每个槽的截面积从流入套管的外部沿向内方向增大。
在本实施例的另一方面中，流入套管限定出贯穿该流入套管的内腔，其中，多个槽的总截面积大于内腔的截面积。
在本实施例的另一方面中，多个槽中的每个槽限定有横向于向内方向的宽度，并且多个槽中的每个槽的宽度朝向上游端增大。
在本实施例的另一方面中，多个槽绕流入套管的近端等距间隔开。
在本实施例的另一方面中，流入套管的尺寸设定成被植入患者的心脏内。
在本实施例的另一方面中，多个槽中的每个槽的纵横比在1：1与2：1之间。
在另一实施例中，血泵包括限定出流体流路的壳体。壳体限定出上游端、下游端和下游端处的出口。转子配置在壳体内并且在流体流路内。转子能沿第一方向独立于壳体旋转，并构造成将血液朝下游向出口泵送。壳体在上游端处限定出流入套管，流入套管限定出贯穿该流入套管的内腔，该内腔与出口端流体连通并限定有截面积。流入套管限定出靠近转子的远端和相对的近端，流入套管的近端限定绕近端径向配置的多个端部敞开的槽，多个端部敞开的槽在第一方向上成角度，并限定比内腔的截面积大的截面积。
在本实施例的另一方面中，定子配置在壳体内并具有多个电磁线圈，定子构造成产生电磁场以使转子旋转。
在本实施例的另一方面中，转子限定出多个流体流动槽，其中，多个流体流动槽中的槽的数量不同于多个槽中的槽的数量。
在本实施例的另一方面中，转子是构造成沿着主纵向轴线推动流体的叶轮。
在本实施例的另一方面中，转子是构造成垂直于主纵向轴线推动流体的叶轮。
在本实施例的另一方面中，多个槽中的每个槽的截面积从流入套管的外部沿向内方向增大。
在本实施例的另一方面中，多个槽的总截面积大于内腔的截面积。
在又一实施例中，血泵包括限定出流体流路的壳体。壳体限定出上游端、下游端和下游端处的出口。转子配置在壳体内并且在流体流路内，转子能沿第一方向独立于壳体旋转，并构造成将血液朝下游向出口泵送。壳体在上游端处限定出流入套管，流入套管限定出贯穿该流入套管的内腔，该内腔与出口端流体连通并限定有截面积。流入套管限定出靠近转子的远端和相对的近端，流入套管的近端限定出绕近端径向配置的多个端部敞开的槽，多个端部敞开的槽在第一方向上相对于主纵向轴线倾斜；在第一方向上相对于副纵向轴线成角度，并限定出比内腔的截面积大的截面积。转子限定出多个流体流动槽，其中，多个流体流动槽中的槽的数量不同于多个槽中的槽的数量。
附图简述
当结合附图考虑时，通过参照以下详细描述，将更全面地理解本发明，并且更容易理解其附带的优点和特征，其中：
图1是根据本公开一实施例的血泵的示意分解立体图；
图2是图1所示的套管的主视图；
图3是图2所示的套管的俯视立体图；
图4是图2所示的套管的俯视图；
图4a是图4所示的截面4a-4a的剖视图；
图5是描绘出植入有图1的泵的心脏的示意图；以及
图6是图1所示的血泵的组装图。
具体实施方式
现参照附图，其中，相同的附图标记表示相同的元件，图1示出了根据本申请的原理构成的示例性的血泵，其通常被表示为“10”。根据本公开一实施例的血泵10包括静态结构或壳体12，其容纳血泵10的部件。在一种构造中，壳体12包括下壳体或第一部分14、上壳体或第二部分16以及入口部分或流入套管18。第一部分14和第二部分16共同限定出蜗壳状的腔室20，该腔室20具有延伸穿过第一部分和流入套管18的主纵向轴线22。腔室20限定有半径，该半径绕轴线22向腔室20周边上的出口位置逐渐增大。第一部分14和第二部分16限定出口24，该出口24与腔室20连通。第一部分14和第二部分16还限定隔离腔室(未示出)，该隔离腔室通过可透磁壁与蜗壳腔室20分开。
现参照图1和图2，流入套管18大致呈圆筒状，并从第一部分14延伸，且大致沿着轴线22延伸。流入套管18具有：上游端或近端26，其远离第二部分16；以及下游端或远端28，其靠近腔室20。上述壳体12的各部分彼此固定连接，使得壳体12作为一个整体限定出连续封闭的流路。流路从流路的上游端处的上游端26(图2中最佳可见)延伸到流路的下游端处的出口24。沿着流路的上游方向和下游方向在图2中分别用箭头u、d表示。柱30沿着轴线22安装到第一部分14。具有中心孔34的大致盘状铁磁转子32安装在腔室20内以绕轴线22旋转。转子32包括永磁体，并且还包括流动通道，该流动通道用于将血液从转子中心附近输送到转子周边。在组装状况下，柱30被接纳在转子32的中心孔中。诸如永磁体电磁线圈之类的部件可以配置在第一部分14和第二部分16内，并且与腔室流体隔离。电连接件41(图l)设置在第一部分14上，用于将线圈连接到诸如控制器之类的电源(未示出)。控制器布置成向泵的线圈施加电力以产生旋转磁场，该旋转磁场使转子32沿预定的第一旋转方向绕轴线22旋转，该第一旋转方向诸如为图1中箭头所示的方向r，即，从流入套管18的上游端观察为逆时针方向。在血泵10的其它构造中，第一方向可以是顺时针方向，即转子32沿顺时针方向旋转，并且槽42在顺时针方向上成角度和/或倾斜。转子32的旋转沿着流路向下游推动血液，使得血液沿着流路在下游方向d上移动，并通过出口24离开。在旋转期间，流体动力和磁性轴承(未示出)支承转子32，并且在运转期间保持转子32不与第一部分14及第二部分16的元件的表面接触。上述部件的总体布置可以类似于在本申请的受让人心脏器械股份有限公司(heartware，inc.)以名称hvad销售的mcsd中使用的血泵10。这种泵中使用的诸如磁体、电磁线圈和流体动力轴承之类的部件的布置以及相同的总体设计的变型在美国专利第6,688,861号、第7,575,423号、第7,976,271号和第8,419,609号中有所描述，其公开内容通过引用并入本文。
继续参照图1和图2，流入套管18限定出在上游端26处沿上游方向延伸的多个突出部36。
虽然示出了三个突出部36，但可以包括任意数量的突出部36。在一种构造中，突出部36绕上游至下游的轴线22以等间距间隔开，而在其它构造中，突出部36不均匀地间隔开。每个突出部36具有：内表面38，其大致沿径向向内的方向朝向轴线22；以及外表面40，其大致径向地朝外。突出部36的外表面40构成流入套管18的外表面。突出部36彼此间隔开，以限定设置在成对的突出部36之间的相应槽42，从而限定出锯齿状构造。槽42可以从流入套管的外表面40大致向内延伸到流入套管18的内腔。可以包括任意数量的槽42，并且在一种构造中，槽42的数量均不同于转子32中的流体通道的数量。，可以大于也可以小于例如，如图1所示，转子32限定出四个流体通道，而流入套管限定出三个槽42。每个槽42呈凹槽的形式，该凹槽在流入套管18的上游末端处敞开，即，槽42在三个侧面上由流入套管18，但流入套管18最近端处是敞开的。参照图4可最好理解，每个槽42在绕轴线22的周向方向cc上向下游倾斜。如以下进一步讨论的那样，槽42的倾斜赋予沿周向方向c进入流入套管18的内腔的血液以漩涡。如图1至图4所示，沿着轴线22向下游方向观察时，参见图4周向方向cc为绕轴线22的逆时针方向。周向方向cc与转子32的旋转方向r(图1)相同。每个切槽42具有底面或近侧面44(图3、图4、图4a)，其大致朝向下游方向并形成槽42的下游壁。参照图4a可最好理解，每个槽42的底面44具有足够的厚度，以使底面44能够沿下游方向d从沿着槽42靠近外表面40的点向槽42与流入套管18的内壁之间的接合部倾斜。例如，图4a示出了底面44沿下游方向的30度的斜度，但也可设想斜度在大于0度至90度的范围内。因此，每个槽42的截面积在向内方向上朝向轴线22逐渐增大。每个槽42的底面44还在周向方向cc上向下游成角度。即，流入套管18限定出轴线22和垂直于轴线22的次纵向轴线46。多个槽中的每个槽可以在第一方向cc上相对于轴线22倾斜和/或在第一方向上相对于次纵向轴线46成角度。每个槽42还具有由槽42的边缘限定的侧面48，该侧面48从底面44向上游延伸，并且在周向相对侧上界定槽42。这些侧面48大致上下游地延伸，但向外张开而在槽与槽的上游末端附近彼此远离。槽42的表面以及槽42在流入套管18的外表面40处以及槽42的上游末端处是倒圆且平滑的。在一种构造中，转子32沿顺时针方向旋转。例如，转子32可以构造成沿平行于轴线22而非垂直于轴线22的方向推动血液。在这种构造中，每个槽42可以如上所述在顺时针方向上成角度且倾斜。槽42还可以具有均匀的尺寸，或者替代地具有变化的尺寸。在一种构造中，每个槽42的纵横比在1：1与2：1之间，而在一示例性构造中为1.22：1。
在一种构造中，槽42的表面积等于或大于由流入套管18的内部流量限定的表面积。即，与槽42的数量无关，每个槽42的所有表面积的总和大于流入套管18的内腔的截面积。与非锯齿状设计相比，当植入心脏内时，这种构造与在转子的旋转方向cc上成角度且倾斜的槽42相结合可以将绕流入套管18的外表面40的清洗效率提高约25％，这进一步防止了血栓的形成。例如，在一种构造中，当泵被植入左心室内时，在流入套管18的外表面40周围，对于流入套管18径向向外约300微米清洗效率线性地提高。
在根据本公开另一方面的方法中，如图5示意所示，将泵10植入诸如人类患者之类的哺乳动物对象，使得流入套管18的上游端26突出到诸如左心室(lv)之类的心脏腔室中。例如，诸如安装环50之类的安装环例如可以通过将其缝合到心尖附近的心脏壁而附接到心脏壁的外表面。可以穿过安装环内的心脏壁形成孔。流入套管18前进穿过安装环并穿过心脏壁中的孔，并致动安装环50所包含的夹具(未示出)，以使安装环夹紧出口结构，从而将泵附接到安装环并附接到心脏。在一示例性构造中，第一部分14和第二部分16配置在心脏外。诸如柔性管状出口套管的出口套管(未示出)连接在出口24与诸如主动脉之类的动脉之间。例如通过经由连接件54(图1)将控制器电连接到泵，从而将泵10可操作地连接到控制器52，使得控制器可以致动泵并控制其运转。
控制器52可以安装在患者的体内或体外。
当泵在心脏上安装就位时，电力由控制器52供给到泵的电磁线圈。转子32(图1)以控制器设定的速度绕中心轴线22旋转，以使泵10从心室lv内抽取血液，并将其输送到主动脉。一般而言，控制器对供给到泵10的电力进行调节，以保持转子速度，从而在将流过泵10的平均血流量在随着时间的推移保持为比进入左心室的全部血流量小的值。即，心脏自身执行一些抵抗当前动脉血压将血液泵入主动脉所需的泵送动作。在这种正常状况下，左心室内主导的压力至少略高于整个心动周期的心脏外部周围的主导的压力。
在这种运转状况下，泵通过流入套管18抽吸血液。一般而言，进入流入套管的大部分血液沿下游方向流过上游端26并流过泵的流路到达出口。流过槽42的血液作为整体将绕轴线22的角动量或漩涡赋予流体。如上所述，在本实施例中，漩涡的实际方向为图6所示的逆时针方向cc，其与转子的逆时针旋转同向。这种漩涡提高了泵10的流体动力效率。在其它实施例中，利用不同的转子构造，与转子的旋转方向相反的漩涡可以提供提高的流体动力效率。在正常运转期间，诸如心室间隔ivs和界定左心室lv的壁vw的外壁之类的界定心脏腔室的壁保持远离流入套管18的上游端26。患者生理的变化，例如当前动脉压的变化；患者的活动状态；或者身体的其它变化可能会降低流入左心室的平均流速，增加从左心室到主动脉的流速，或同时降低流入左心室的平均流速并增加从左心室到主动脉的流速。在这种状况下，心室连续地排出血液。这可能导致界定心室的壁朝向彼此塌缩。这被称为抽吸状况。在抽吸状况下，一个或多个壁可能覆盖流入套管18的上游端26，从而完全或部分地关闭流入套管18。然而，血液将继续通过槽42流入泵中。虽然在这种状况下可能会堵塞一个或多个槽42，但壁不太可能以同时堵塞所有槽和上游开口的方式塌缩。因此，即使在抽吸状况下，通向泵的入口将保持至少部分敞开。
泵的继续运转不会导致一些局部堵塞的下游的通向流路的入口处的当前压力极度下降。这限制了施加到心脏壁的导致堵塞的压差，从而限制了趋向于使心脏壁与流入套管接合的力。这反过来使可能由与流入套管的强制接合导致的对心脏壁组织的损害最小化。另外，在抽吸状况的情况下，对心脏壁与流入套管18之间的接合力进行限制，使得当抽吸状况解除而血液使心室重新膨胀时，更容易将心脏壁与流入套管18分离。槽42的侧面28的向外展开以及在流入套管18的上游末端处的表面的平缓、倒圆曲面还使得当抽吸状况缓解时，更容易将心脏壁与流入套管分离。
与泵10相关联的控制器52构造成检测抽吸状况并改变泵10的运转，以缓解抽吸状况。例如，控制器52可以检测以下参数的变化：流过泵的流量；泵的电力消耗；泵10内或腔室内的当前压力；流过泵10的流速；或者其它运转参数。控制器52可以构造成响应于抽吸状况而暂时降低泵的运转速度。例如，可以通过美国公布专利申请第2015/0367048号中教示的控制器来执行抽吸检测和校正，其公开内容通过引用并入本文。换言之，抽吸检测控制器与流入套管18配合以有效缓解抽吸状况。
可以使用以上讨论的特征的多种变型和结合。例如，可以改变槽和槽的数量。流入套管18可以应用于其它泵。例如，本文所述的流入套管18可以设置在轴流血泵上。某些轴流血泵在美国专利第8,007,254号中有所描述，其公开内容通过引用并入本文，并且其副本作为本公开的一部分附于此处，上述轴流血泵具有大致笔直的管状壳体，使得管状结构的一端形成流入套管18，而另一端形成出口。叶轮布置成绕壳体的轴线旋转，并通过由结构限定的流路沿下游方向推动血液。此处，流入套管18同样可以被修改为包括本文所述的槽和槽。在一些情况下，轴流血泵定位成流入套管18位于诸如心室之类的心腔内，而泵的出口端位于心脏外，使得出口结构以与以上参照图5所述大致相同的方式经由柔性入口套管连接到诸如主动脉之类的动脉。在其它情况下，这种特性的轴流血泵可以安装成使得泵的整个壳体置于心室内。例如，如美国专利第8,852,072号所示，其公开内容也通过引用并入本文，轴流血泵可以安装在心腔内，并通过刚性细长构件保持就位，其中，该刚性细长构件从泵的入口端延伸到安装在心脏壁上的固定设备。泵的出口一般连接到出口套管，该出口套管通过心脏的主动脉瓣伸出心室进入主动脉。此处，泵的入口同样可以设置有本文所述的槽和槽。
以下实施例对本发明的特定特征进行描述：
实施例1：
一种血泵，包括：
(a)静态结构，所述静态结构限定流路，所述流路具有上游端、下游端和出口，所述出口位于所述流路的下游端处；以及
(b)可动元件，所述可动元件配置在所述流路内，并能相对于所述静态结构移动以沿着所述流路将血液向下游推进；
所述静态结构包括入口结构，所述入口结构在所述流路的所述上游端处限定入口开口，所述入口结构包括多个突出部，多个所述突出部绕开口间隔开，并向上游突出到开口外，使得所述突出部共同限定出前腔室和多个通道，所述前腔室位于所述入口开口的上游，多个所述通道从所述入口结构外横向于上下游方向延伸到所述前腔室，使得当所述入口结构配置在心脏腔室内时，血液能够通过所述通道流进所述前腔室，并从所述前腔室进入所述入口开口。
实施例2：
如实施例1所述的血泵，其中，所述入口结构在其上游侧敞开，以限定出上游开口，所述上游开口配置在所述前腔室的上游，用于使血液沿下游方向进入所述前腔室。
实施例3：
如实施例2所述的血泵，其中，所述血泵不具有延伸穿过所述上游开口的固体元件。
实施例4：
如实施例1所述的血泵，其中，所述静态结构限定转子空间，所述可动元件包括配置在所述转子空间内的转子，并且所述入口结构以与所述转子空间固定的空间关系安装。
实施例5：
如实施例1所述的血泵，其中，所述静态结构包括管道和外壳，所述管道从所述入口开口向下游延伸，所述外壳包围所述管道，其中，所述突出部与所述外壳固定在一起。
实施例6：
如实施例5所述的血泵，其中，所述突出部与所述外壳一体形成。
实施例7：
如实施例1所述的血泵，其中，所述流路具有上下游轴线，并且所述通道在绕上下游轴线的第一周向方向上倾斜，使得通过通道向内流动的血液产生沿绕径向轴线的周向方向的漩涡。
实施例8：
如实施例7所述的血泵，其中，可动元件包括转子，所述转子布置成沿一旋转方向随着绕所述上下游轴线的旋转而向下游推动血液。
实施例9：
如实施例8所述的血泵，其中，所述旋转方向与所述第一周向方向相同。
实施例10：
如实施例1、实施例8或实施例9所述的血泵，其中，每个所述通道具有沿从所述入口结构外到所述前腔室的向内方向增大的截面积。
实施例11：
如权利要求10所述的血泵，其中，每个所述通道的截面积沿所述向内方向逐渐增大。
实施例12：
如权利要求11所述的血泵，其中，每个所述通道具有横向于所述向内方向的宽度，并且每个所述通道的所述宽度沿上游方向增大。
实施例13：
如实施例1至12中任一项所述的血泵，其中，每个所述通道具有朝向上游方向的底面，其中，每个所述通道的底面在从所述入口结构的外部到所述前腔室的向内方向上向下游倾斜。
实施例14：
一种mcsd，包括：实施例1至13中任一项所述的血泵；以及控制器，所述控制器可操作地连接到泵，所述控制器适于检测抽吸状况，并通过调整泵的运转来响应抽吸状况。
实施例15：
如实施例14所述的mcsd，其中，所述控制器适于响应于抽吸状况而降低泵的运转速度。
实施例16：
一种对患病心脏提供辅助的方法，包括：(a)植入实施例1至13中任一项所述的血泵，使得所述入口结构的至少上游端配置在心脏的腔室内，而泵的出口连接到主动脉；以及
(b)在正常运转状况下运转泵，以从腔室抽吸血液，并将血液输送到主动脉。
实施例17：
如实施例16所述的方法，还包括：检测腔室中的抽吸状况，并响应于该检测而调整泵的运转。
实施例18：
如实施例17所述的方法，其中，在正常运转状况下运转泵的步骤包括：以第一速度移动泵的可动元件，而调整泵的运转的步骤包括：将可动元件的移动速度降低为小于第一速度。
本领域技术人员将理解的是，本发明不限于上文具体示出和描述的内容。另外，除非以上作出了相反提示，否则应当注意的是，所有附图均未按比例绘制。在不脱离本发明的范围和精神的情况下，鉴于上述教导可以进行各种修改和变型，本发明的范围和精神仅受所附权利要求书的限制。