有多槽轉子的軸流泵的制作方法

專利名稱：有多槽轉子的軸流泵的制作方法
技術領域：
本發明涉及軸流泵，尤其是軸流式血泵，它具有ー個通常是圓柱形的轉子懸浮于一個相應的圓柱形外殼中，外殼的一端有血液入ロ，另一端有血液出ロ ；同時，該血泵設有電機部件，用來提供轉動能量以旋轉轉子和泵送血液由泵殼的入血ロ到泵殼的出血ロ軸向地通過泵売。
背景技術：
與離心式血泵相比，已知的軸流式血泵具有狹窄徑向寬度的優點。因此，它們可被用于協助血管內或心臟內的血液泵送。軸流式血泵通常有一個圓柱形外殼，外殼的一端有一入ロ，其對面的另一端有一出口，泵殼內有ー轉子，轉子上連有徑向地從轉子向外突起的薄葉片或葉輪。因此，當轉子旋轉動，葉片對液體施加功，推動流體從泵殼的入口通過泵殼到泵殼的出口。泵設有一個懸浮裝置用來維持轉子位于泵殼內設定的位置，還有ー個電磁馬達來旋轉轉子。轉子可以是以機械式，磁性式，或液體動カ式懸浮于血液流通通道內。也可利用以上懸浮技術的組合。在先前的技術中，轉子通常由機械軸承或套筒懸浮，有些具有一個從泵殼伸出到電機驅動裝置的轉子軸。磁性懸浮也是大家所知的，如在美國專利號6，368, 083和 5，840，070中的記載。從血泵排出的血液沿與轉子旋轉的軸平行的方向流動。迄今為止軸流式血泵運用的是ー種薄葉片的設計，在該設計中電機磁體被置于在轉子軸上，相對遠離環繞的定子，如在賈維克(Jarvik)和英科(Incor)所制造的泵中；或使用安置于薄葉片內的小磁體，如在MicroMed制造的ー種泵中。以上兩種設計通常會降低電機的轉矩負荷和效率，且它們需要使用涉及毗鄰表面的機械定子支持，毗鄰表面在旋轉中彼此移動互相摩損。理想的血泵，不論是內置式的還是外置式的，都要比之前的薄葉片的設計更能容忍流量的變化并展示低溶血，高抗血栓性，足夠的系統效率，且要在儀器預計使用期限內具有極高的可靠性。內置式血泵還要考慮到到解剖兼容性的設計約束和消除機械磨損及關聯故障模式的需要，以便提供成功的、持久的、可植入的裝置。雖然在此是從血泵的角度來描此發明中的泵，可用預料的是本發明中的泵也可用于泵送具有難處理化學性質的液體，或非磁性的液體。這些場合特別需要非密封的設計，且由于各種的原因必須謹慎地處理這些液體。例如，由于液體在機械壓カ下變得不穩定而導致其分解甚至引起爆炸，或因為液體是除血液外的另ー種具有苛刻的穩定性參數的復雜生物液體。

發明內容
本發明提供了一種軸流式非密封且無磨損的血泵，它包括ー個管狀泵殼，該泵殼的一個開ロ端上設有血液入ロ，在另ー個與其相對的開ロ端上設有血液出ロ。一個圓柱形的轉子懸浮于殼管內，該轉子含有多個周邊和徑向表面，用來引發壓カ以協助血液從入血ロ端流過泵殼到出血ロ端。泵設有一個電機以驅動轉子在泵殼內旋轉。在一種實施方式中，電機定子是由置于殼管外或殼管內的導電線圈構成的。轉子上設置有多個磁電機驅動磁極，它們間隔分布于轉子的外圍表面附近。電機定子線圈提供磁通造成轉子旋轉。轉子由ー個圓柱體構成，該圓柱體有一個用來促使血液從入血ロ進入殼體的前櫞部分和ー個用來增強從殼體出血ロ排血的尾櫞部分。轉子包含有一個或多個從位于轉子前櫞部分的進ロ通道延伸至位于轉子尾櫞部分的出ロ通道的凹槽，以此在轉子的表面上界定出多個拱形的外周接觸面區域(peripheral land areas)。構成姆個凹槽的側壁的外表面徑向地延伸到轉子的外表面，但它們并不一定是彼此平行的。在有些實施方式中，每個凹槽具有ー個至少是局部繞著轉子旋轉軸的、界定流通通道的中心部分，其在液體的流動過程中干與ー個位于轉子尾櫞部分、大致是沿著軸向定向的通道相通。當轉子旋轉時，凹槽的側壁向血液施以軸向推力，并將旋轉動量傳遞給轉子下游的血流。在有些實施方式中，每個凹槽的中心部分界定了ー個比設定的進ロ通道和出ロ通道都窄的流動通道。在有些實施方式中，每個凹槽的出口通道都比其進ロ通道寬，以提高排出血流的特性。在有些實施方式中， 凹槽流動通道的中心部分的集合總寬度大致相當于或小于位于凹槽流動通道之間的外周接觸面區域的拱形集合總寬度。沿著轉子的流動通道在轉子的某些部位可以是螺旋狀的， 而在轉子的其它部位它們通常是沿著軸的方向。每ー個轉子外周接觸面區域的表面上都設有多個流體動カ推力軸承 (hydrodynamic thrust bearing)表面。這些軸承表面在轉子的外周產生液壓，由此將徑向對稱カ傳給轉子，從而在轉子旋轉時維持它在泵殼內的徑向位置，并對其外圍的泵殼起到良好的清潔作用，提高抗血栓能力。每個在凹槽流動通道間的轉子接觸面的外表面都比之前設計的軸流式血泵的薄葉片更寬更長。這樣就可在轉子外圍或其附近安置或建立較大的電機驅動磁體。轉子中的大驅動磁體能提高磁力，同時，把它們安置在轉子的外圍減少了轉子磁極與產生磁通的電機定子線圈之間的間隙。這樣的設置可改善電機的轉矩能力和提高泵的電磁效率。由徑向通量差距設計(radial flux gap design)的電機所產生的軸向磁剛度也可用來協助維持轉子在泵殼內的軸向位置。磁性軸承系統和流體推動軸承都可被用來徑向或軸向地協助維持轉子在管狀殼體中的位置。用于輔助轉子懸浮于殼內的磁極可置于位于外周接觸面表面中(peripheral land surfaces),而該外周接觸面位于由位于圍繞泵殼中的或鄰近位置的相應的磁極吸引或相斥的轉子凹槽之間。在一個實施方式中，可用磁性軸承代替動壓推力軸承來構成ー個全磁懸浮系統。 這樣的磁性軸承可被安置或構建于轉子外周接觸面區域中，在電機驅動磁體的前方或后部位置。因此，依照本發明制成的轉子，其上游或下游不需要機械支持結構。動壓推力軸承，無論其是否含有磁性軸承，或単一的磁性軸承，都足以使轉子在運作時保持在所需的位置上。在有些實施方式中，管狀泵殼的結構可包含ー個位于轉子前櫞或尾櫞部分附近的環形斜坡式的內表面，以此為轉子的軸向運動提供一個機械制動。這樣的一個結構為轉子提供了額外的軸向支持，因為在發生沖擊負荷的情況下，必須確保轉子保持在泵殼內正確的位置。另ー方面，一種在轉子前櫞和尾櫞部分都置有環形斜坡式內表面的分裂泵殼結構可用于提供徑向支持和沿軸兩端方向的軸向支持。血泵還可以利用一個或多個上游和下游液流矯直裝置(flow straighteners)或擴散器(diffusers)來改善血液在流入或流出泵時的流動特性。泵設有一個控制器，用來操縱電機以ー個設定的轉速運行。例如，這可以是ー個由操作醫師制定的轉速。或者，電機可以以隨一種生理控制算法而改變轉速的方式運行。和以往使用徑向薄葉片葉輪的軸流泵設計不同，在此那些可用作液流矯直裝置或擴散器的上游和下游支柱或定子元件也許是有幫助的，但不是必需的。由于減少了安置它們時需要考慮的容許軸向偏差問題，沒有這些上游和下游液流矯直裝置允許ー種比較簡單的機械設計。此外，沒有上游液流矯直裝置或擴散器可使上游血流模式具備前渦流，這可提高抗血栓性。在有些實施方式中，一個蝸殼(volute)可被用于泵殼的輸出端以改善輸出血液的流動特性。例如，蝸殼可來用于將血液流動的方向改變到一個與泵的旋轉軸垂直的方向上。通過把軸流泵輸出液流中的旋轉動能轉換成ー個具有充分適合于排入血管系統壓カ的較小輸出速度，蝸殼可改善軸流式血泵輸出血液的流動特性。此發明中的血泵可通過類似起搏器植入的方式植入血管系統或安置于患者的胸腔，如心包空間，腹腔，或靠近皮下的位置。同樣地，泵也可被置于體外用作較短期的血管循環支持。另外，具有多個在此描述的泵沿軸向排列而組成的多轉子或聯動轉子泵可用來提供單心室或雙心室支持，甚至以全人工心臟的方式為患者提供完全的血液循環。此外，這樣的多級泵可由較小直徑的管狀外殼構建，可用于血管內的植入。


為了更全面地評價本發明及其所具有的許多優勢，參照所附圖紙可以更好地理解以下的詳細描述。其中圖I是ー個依照本發明的可植入非密封式軸軸向旋轉血泵的縱向剖面圖。圖2是圖I所示旋轉泵的轉子側面正視圖。圖3和圖4是圖2所示轉子的兩個不同側面的正視圖。圖5是沿著圖2中5-5線的斷面圖，省略了其內部零件。圖6是可用于本發明所提供泵中的另ー種轉子實施方式的立體圖。圖7是圖I所示實施方式中的轉子后視立體圖。圖8是圖7所示轉子的俯視立體圖。圖8A是圖7所示轉子的局部不完整的放大立體圖。圖8B是圖7所示轉子實施方式的立體解析圖。圖9是圖I所示泵的ー個替代實施方式的縱向剖面圖。圖10示出本發明所提供的多轉子血泵部分縱向斷面的平面圖。圖IOA是圖10所示血泵另ー個實施方式的平面圖。圖11是本發明所提供的軸流式血泵的另一個實施方式的分解圖。圖IlA是圖11所示實施方式中電機定子的立體圖。圖12是依照本發明所提供的一個實施方式的一個有蝸殼血泵的剖面示意圖。圖13是圖12所示的有蝸殼血泵的立體圖。圖14是圖12所示的有蝸殼血泵的分解圖。圖15是依照本發明所提供的一個實施方式的蝸殼內部的立體圖。
圖16是圖15中所示的蝸殼內部的俯視平面圖。
圖17是依照本發明所提供的另ー個實施方式的蝸殼內部的立體圖。
圖18是依照本發明所提供的再一個實施方式的蝸殼內部的立體圖。
圖19是依照本發明所提供的又一個實施方式的蝸殼內部的立體圖。
圖20是依照本發明所提供的另ー個實施方式的下游液流矯直裝置的立體圖。
圖20A是圖20所示下游液流矯直裝置的仰視圖。
圖21是依照本發明所提供的再一個實施方式的下游液流矯直裝置的立體圖。
圖22是依照本發明所提供的又一個實施方式的下游液流矯直裝置的立體圖。
圖22k是圖22所示的下游液流矯直裝置的底部正視圖。
圖22B是圖22所示的下游液流矯直裝置的側部正視圖。
圖23是依照本發明所提供的又一個實施方式的下游液流矯直裝置的立體圖。
圖23A是圖23所示的下游液流矯直裝置的底部平面圖。
圖24是ー個利用本文中所展示和描述的軸流式旋轉泵而構造的人工心臟的立體
實施方式
在描述圖紙中展示的本發明最佳實施方式時，為了內容的清晰起見，我們將使用專門術語。但是，所披露的內容并不是只局限于所選用的專門術語。同時要明白的是，每ー 個特定的要素都包括所有的以類似方式運作的技術等同物。現在參照圖紙，特別是圖1-5，它們披露了一種適于協助泵送血液通過病人血管系統的血泵10，它含有一個空心的、通常為管狀的泵殼12。泵殼12是非磁性的，由適當的生物相容性材料制成，如鈦或合適的陶瓷材料，它們具有非致血栓性，剛硬且呈現最小的渦流損失(eddycurrent losses)。殼體12限定有一個血液入口端11和一個血液ロ出端11A, 因此，血液從殼體中流過時是沿著箭頭18所顯示的方向。在一種實施方式中，殼體12具有等外徑，但是，它的內徑入口的部位先如13所示收斂其后如13A所示擴散，由此界定ー個如圖I中標號52所示的環狀峰丘或環。殼體12的內腔中有ー個大體上是圓柱形的轉子14，它是用來作為在殼內泵送液體的葉輪。在一種實施方式中，轉子14有一個與殼體內徑擴散部位13A輪廓相吻合的斜切前櫞14A。收斂和擴散的內徑部位13和13A可充當機械制動，使轉子14在管狀殼體內保持適當的軸向位置，如在外界的沖擊可能將轉子振出其工作的軸向位置的情況下。 在某些實施方式中，轉子的斜切前緣14A設置有一個如下所述的流體動カ推力軸承表面 (hydrodynamic thrust bearing surface),以配合殼體12中內徑擴散部位13A的表面,在轉子遭受軸向沖擊負荷時提供額外的保護。類似于以下的關于轉子尾櫞的描述，殼體內徑擴散部位13A和轉子斜切前櫞14A的相互定位也可被用來在轉子的前櫞提供軸向磁預載 (preload),以協助維持轉子在殼體內處于懸浮和無磨損位置。轉子14含有一個或多個凹槽22，每個凹槽從ー個位于斜切前櫞14A的入口部分或進ロ通道22A延伸至ー個位于轉子尾櫞14B的出口部分或出ロ通道22B。凹槽22界定了跨越轉子的液體流動通道。在有些實施方式中，多個形成于轉子14中的凹槽22彼此分離，界定出多個位于它們之間的外周接觸面區域35。每個凹槽由ー對大致上沿轉子的旋轉軸徑向延伸側壁16界定，但是這些側壁不一定是彼此平行的。如圖1-4和圖6所示,姆個凹槽22都有ー個中央流動通道30,此通道至少部分繞著轉子的旋轉軸彎曲，并通到至一個大致沿軸向延伸的出口通道22B。此彎曲的中央部分 30要比入口通道22A或出口通道22B狹窄。相對較寬的出口通道及其沿軸向的定位便于更容易地從轉子排出血液，改善釋放血流特性。當轉子14旋轉時(在圖I的實施方式中，沿順時針方向)，凹槽22及其側壁16能朝軸的方向推動血液，如箭頭18所示。在一種實施方式中，凹槽22的數量可介于2個至8個之間，典型的是4個。撇開凹槽的數量不論，其在轉子14的外周邊23 (圖5)的集合寬度是等于或大大小于所有位于同一外周邊23、介于凹槽之間的接觸面區域35的集合總圓周寬度。作為例子，如圖5中的實施方式所示，在沿圖2中的5-5線所截取的轉子斷面上，一個凹槽22的外緣寬度以箭頭 26表示出。箭頭26比用來表示毗鄰接觸面區域35寬度的弧形28的長度短。總體說來，沿著凹槽22，在其中央部分，凹槽22的總寬度小于或等于與之相應的接觸面區域35的集合總覽度。在這種實施方式中，每個凹槽22的深度都比與之具有可比性的常規薄葉片軸流泵設計中葉片的徑向長度大。例如，對于用于心臟的泵，從其外周測量的凹槽22的平均深度可介于I毫米到5毫米間。在有些實施方式中，凹槽的平均深度約為轉子直徑的1/3，但小于轉子半徑。在另ー些實施方式中，凹槽在位于轉子前櫞(leading edge)的進ロ通道 22A處較深而在位于轉子尾櫞(trailing edge)的出口通道22B處較淺。參照圖2，該血泵10還含有ー個轉子，此轉子含有多個相對較大的永久性驅動磁體34(如虛線所示)，它們被構造于轉子14寬闊的接觸面區域35中。依照本發明的ー種實施方式，轉子中的永久性驅動磁體34可通過磁化接觸面區域35的外周選定部位而產生。 例如，這可通過用各向同性的磁性合金構造轉子，然后磁化所選外周部分以形成多個有不同幾何定位的磁極來實現。在此首選的材料是有生物相容性的磁性合金，這樣就不需額外的涂層。這樣的轉子比由多個部件組成的葉輪更容易制造也更便宜。參照圖I,電機還含有一個有導電線圈38的電機定子36。導電線圈被放置在一個圍繞管狀外殼12和轉子14的外殼40中。通過常規的利用線圈38將電カ轉化為磁通的方法，電機定子36起到旋轉轉子14的作用。合并在轉子寬闊接觸面區域35的永久性驅動磁體的選擇要根據磁學性質、長度和橫斷面面積，以便與電機定子產生的磁通有良好的電磁耦合。由于接觸面區域具有較大的表面面積，轉子磁體的特性和位置相對容易被改變。這種設置能提供強電磁耦合及用以維持轉子位置所必需的軸向磁剛度。在一種實施方式中，定子磁通和轉子中驅動磁體之間的磁耦合產生扭矩，使轉子14旋轉順時針方向旋轉。對本領域的技術人員而言，轉子沿逆時針方向旋轉也是可以理解的，這并不偏離本發明的范國，。電機可以是ー個三相無刷直流電動機。在一種實施方式中，電機可以是具有螺旋管形線圈，三相wye連接(wye connected)的設計。定子可采用與典型的徑向通量差距電機(radial flux gap motor) 一致的回鐵設計(back iron design)。如有需要，電機定子可含有一個可由管狀外殼12滑到指定位置的上的単獨的密封外殼40。ー個在外殼40的外表面的焊縫圈(braised weld ring)可用于固定該電機定子外殼的位置。激光焊接是ー種可用來將電機定子外殼40固定于泵殼并具密封接ロ的方式，其具體的實施細節已在之前的技術中為大家所知。
參照圖6，它披露了另ー種為本發明提供的血泵而設計的轉子14b的實施方式。轉子14b具有位于具有中央部位30的流動通道22之間的六個外周接觸面部位(peripheral land sections) 35b。除此之外,轉子14b的特征和結構與在此披露的其他實施方式中的轉子類似。參照圖7，8和8A，此處展示了ー個類似圖1_5的實施方式中的轉子的轉子14。 轉子14的每ー個外周接觸面區域35上都構造有ー個或多個流體動カ推力軸承表面 (hydrodynamic thrust bearing surfaces) 44 和 46。姆個流體推力軸承表面 44,46 是沿著相聯的、有預定外周半徑的接觸面區域的表面分布(配置)。從轉子14的(順時針)旋轉角度看，軸承表面的每個前沿47在相聯的接觸面斷面的外表面下都被制成凹下ー個預定量，如圖8和8A中標號45所示。此凹下的表面逐漸變淺，并沿著ー個弧形，以漸進彎曲的方式橫過接觸面區域，凹面的曲率軸并不一定是與轉子旋轉軸同軸。此逐漸變淺的軸承表面中止于后端48，在此處每個軸承表面44，46邊沿被刨薄平穩過渡到接觸面區域的外表面，且相對于接觸面區域連續的下游表面，它不再是凹陷的。當轉子旋轉時，每個接觸面區域35上的對應的推力軸承44，46，將血液g到軸承表面，由此血液在軸承表面和管狀泵殼的內壁之間流動。推力軸承表面的逐漸縮小的結構的效果是迫使血液流過ー個構造于軸承表面和管狀泵殼內壁之間的漸減的或漸窄的區域， 因此增加了該狹窄區域中上游液體的壓力。此壓力作用于軸承的表面部分，并產生ー個凈對稱力，以徑向支持轉子旋轉。動壓推力軸承以這種方式在轉子上產生軸向壓カ是眾所周知的，如在美國專利號5840070中。由此產生在轉子接觸面區域表面的液壓動カ能使轉子以圖I所示的方式懸浮定位于管狀外殼12的內腔正中，并可對抗動態徑向沖擊力，無需轉子與軸承表直接接觸。推力軸承的表面44和46可直接構建于接觸面區域35的外周表面中，也可置于在接觸面區域圓周形表面的外圍形成的適當空腔中，用適當的覆蓋物把它固定。在有的實施方式中，流體動カ推力軸承表面被構建在轉子前櫞或尾櫞部分。如參照圖1-3位于轉子前沿14A的表面20逐漸縮小成一個適當的推力軸承結構以與管狀泵殼逐漸擴散的內表面13A相配合。如圖I所示，這樣的推力軸承能對抗轉子朝左的縱向移動。 此外，如有需要，構成環形圈52 —部分的逐漸擴散部分13A可由流體動カ推動軸承組成，以配合與之相鄰的轉子表面。在轉子沿順時針旋轉吋，防止轉子14和環狀圈52的相互接觸。流體動カ推力軸承的表面也可被設置在轉子上，靠近其后櫞14B。在這種設計中， 位于管狀泵殼輸出端IlA附近的內徑可構造成如圖I中虛線所示的形狀，以此構成ー個與入口端11附近的環形圈52類似的環形圈53。這種置于轉子上或構建于環形圈53—側的推動軸承，可達到類似于替代或補充以下所述磁體56和57的相斥磁極的目的。這樣的推力軸承可給轉子提供一個徑向或軸向的支持，或同時提供徑向和軸向的支持，增加轉子抗沖擊負荷的能力從而提聞其穩定性。位于轉子圓柱體外表面的流體動カ推力軸承可提供良好表面清洗。推力軸承所產生的離心カ具有將液體推向泵殼內部的表面，提高血流量，從而提高該泵的抗血栓性。相比之下，在先前技術中使用的靠近旋轉軸的流體動カ軸承具有較小的表面清洗作用，導致血液凝固的可能性増大。因此，本發明為減少血液凝固的提供了條件，降低了血泵和患者所需使用的抗凝血劑量，從而可減少對患者的不良副作用。如有需要，流體動カ推動軸承表面可以螺旋式排列于轉子的表面，通過在轉子旋轉時移動血液來提高表面清洗效果。作為一種軸向作用于轉子的動壓推力軸承的替代裝置，永久性轉子固定磁體 (permanent rotor retaining magnet)可放置在位于轉子前端、或后端、或前后兩端之中的每一接觸面區域35中。可將一個或多個相對應的永磁體置于管狀泵殼之中或之上，H比鄰轉子固定磁體，利用互相排斥的磁力來維持轉子在泵殼內的軸向定位。在此僅舉一例，在圖 I和圖2中位于轉子14尾端接觸面區域表面上的虛線代表了一個永磁體56。一個與之相對應的永久性定子磁體57被安置在環繞管狀泵殼12的外殼40中。轉子磁體56由可合適被磁化的轉子材料構成。如圖I所示，如果轉子磁體56的北極和定子磁體57的北極毗鄰或彼此相對，磁排斥力將會協助將轉子固定于正確的軸向位置。轉子的縱向或向右方的軸向運動被磁體56和57間的排斥力所限制。當然，也可將磁體的南極以類似的方式彼此面對，從而達到類似的效果。可以的是，磁體57可由環形磁鐵或電磁線圈構成。參照圖8A，在一個實施方式中，每個推力軸承表面的每一個橫向側邊都設置有沿著該側邊的隔離套(shrouds)49。這些由每個軸承表面凹下部分產生的逐漸減少高度的側壁所形成的隔離套能減少從軸承表面滲漏液體的數量，并能產生較高的徑向壓力水平。利用這種隔離套將滲漏減少到可接受水平能使軸承的承載量增加近一倍。在每個轉子推力軸承表面的下游可設置一個非必需的壓力緩解表面用來減少溶血。此壓力緩解表面由與推動軸承表面的后端48相連的外周接觸面區域的一部分構成，并且略微朝遠離殼壁的方向發散。在此附近，流過推動軸承表面的血液可沿壓力緩解表面流入轉子中的與之相鄰的一個凹槽22中。在圖7和圖8中可見的位于轉子前端的圓形表面 54使血液容易進入轉子的流動通道。因此，本發明提供了一種具有寬闊外接觸面區域且利用帶有護套的流體動力推動軸承來提供徑向和軸向支持的軸流血泵，它比各類已知的軸流血泵具有顯著的優勢。在有些實施方式中，轉子14可由機械加工，模具或鑄造一塊強磁性材料的方式生產，例如，強磁性材料可以是壓縮接合的釹或Alnico (鋁鎳合金)，或一種含大約70%按重量計的鉬和大約20% -30%按重量計的的鈷構成的合金。在有些實施方式中，合金中大致含有76% -79%按重量計的鉬。在另些實施方式中，合金中大致含有21% -24%按重量計的鈷。在一種實施方式中，一個集成的一體型轉子含有77. 6%按重量計的鉬和22. 4%按重量計的鈷。這樣的轉子通常是通過熱加工獲得良好的磁學性質，也可通過被磁化，獲得南北磁極。這種轉子的優點是一個由鉬鈷合金制成的一體集成型的元件可由常規的金屬加工和鑄造方式很容易地加工成復雜的形狀；同時，這種合金是磁各項同性的，因此它的構成部分易被磁化，可在任何幾何方位生成多個磁極。這些特征使轉子可由一塊合金實體構成， 無需制造如先前的心輔助裝置所涉及到磁體及支持結構的組裝元件，從而降低了生產成本。此外，本發明所用的合金具生物相容性和高耐腐蝕性，且具有約為31Rc的洛氏硬度因而無需堅硬外涂層。可以理解的是，根據需要，轉子的材料可以是各項同性的或是各項異性的。在轉子制造成型后，可用敷形保護性聚合物涂料處理其表面，例如聚對二甲基苯 (Parylene)或有機硅，以在轉子外周形成氣密密封層來防止氧化。除此之外，可在敷形聚合物涂層上覆蓋一層保護涂層以防止磨損和擦傷。此處所用的涂料可以是氮化絡，氮化鈦或其它商業涂料例如ME92，Med Co 2000，或DLC。或者如上所述，使用生物相容的磁等方向性合金，如鉬鈷合金，可省略使用保護層。這些作為用于永久心臟心室輔助裝置中的轉子可以是一個具有10毫米外徑和20毫米長度的圓柱形裝置，它能對抗生理血壓差提供每分鐘 2-10升的流率。磁化轉子接觸面部位可在覆蓋涂層之前或之后進行。參照圖8B，一種轉子14的實施方式含有位于每一個接觸面區域35上的凹進之處 35A,在每一個這樣的凹進之處中又含有一個凹坑55，用以容納一個離散的永久性驅動磁體 73。永久性驅動磁體73具有和以上圖2中所描述的磁化區域34相同的作用。在此實施方式中，接觸面區域凹進之處35A包含有與凹坑55相鄰的槽腔74。槽腔74是用以容納離散的永久性定位磁體75，此磁體具有和以上所述的圖I和圖2中涉及的轉子定位磁體56相同功能。接觸面區域凹進之處35A還包含有鉆孔76用于在需要時減輕重量和實現轉子的動態旋轉平衡。一個可嵌入接觸面區域凹進之處35A的特定形狀的保護蓋77被用于保持離散的驅動磁體73和定位磁體75在轉子上的位置。在此實施方式中，保護蓋77含有為圖 7，8和8A中所述的轉子而設置的動壓推力軸承表面44和46。參照圖9，這里披露了一種圖I所提供的泵的實施方式，該泵具有一個套管70插入泵殼12的出口端之中。套管70內的內徑縮減區域71具有充當制動裝置的功能，可以機械式地阻止轉子14朝一個軸向的方向移動,如在圖9中向右的方向，因此,磁體56和57不再是必需的了。此外，套管70所具有的內徑縮減結構使這種構造適合作為本發明所提供血泵的兒科版(pediatric version)。因為與無套管的構造相比它降低了流率。參照圖10, —個軸流血泵聯動系列60有一個共同的圓柱形的外殼62,殼內有多個固定在同一個軸64上、沿軸向彼此分開的轉子14C。在此實施方式中，轉子都由共同軸64 驅動如同一個轉子般一起旋轉。在和本發明一起審核的專利申請系列號11/118,551中描述了這樣的裝置，在此引用其內容作為參考。與之前的實施方式中的接觸面區域35類似， 在此每一個轉子14C都具有外周接觸面區域35C。通過這種串聯轉子方式可以達到以多級泵的形式來增強泵的功率，從而獲得小直徑高容量泵。每一個轉子都配有一個含導電線圈的電機定子36C，因此每一個轉子都以類似于之前的實施方式中所描述的方式工作，除了它們有一個共同的主軸的特點。轉子14C和定子36C可以是和之前的實施方式相同的設計，但是，每一個轉子并不需要具有相同數量的凹槽或相同數量的位于凹槽之間的接觸面斷面。盡管本發明所提供的軸流泵通常不需要這樣的葉片，但是傳統薄葉片設計的定子葉片66可安裝在三個聯動轉子中至少兩個轉子的下游，從泵殼62的內壁徑向地向內延伸。 定子葉片66的作用是將從轉子排出的軸向液流的旋轉動量在液體到達下一個轉子之前降低。這樣的設計可給血液或其它液體施加更多的液壓功。如有需要，可設有將所需要數量的這類徑向伸出的葉片66。此外，還可在定子葉片66的前端或尾端設置適當動壓推力軸承表面以給轉子提供額外的軸向支持。定子葉片66還可含有集合的永磁體用以構成磁性軸承以支持轉子。安置于每個轉子的適當前櫞或后櫞中或之上的永磁體可提供與定子內磁體相排斥的磁極，以協助提高轉子的軸向穩定性。在圖10所示的實施方式中，每一個電機定子36C和與之相對應的轉子在軸向對準。也可改變這種定位方式以達到更好的磁耦合式磁相斥以提供額外的軸向磁場支持。圖IOA涉及另一個多轉子軸流泵，它含有多個血泵60，每個血泵60含有一個具有和以上描述的轉子14特征相同的轉子14C，這些轉子彼此分開沿軸向對準，通過一個由具有生物相容性，具有低渦流損失材料構成的共同圓柱形外殼62達到泵送血液或其它液體的作用，如同之前描述的單一轉子泵。在這種實施方式中，每一個轉子14C是獨立地工作， 而不需使用連接軸。與之前所述的實施方式一樣，每個電機定子36C都含有一個與每個轉子對應的導電線圈，因此每個轉子都以與之前描述的實施方式類似的方式工作。定子36c 也可是之前描述的設計。多個轉子14c同步工作提供額外的抽吸功率，因此可構建一個比單級泵直徑小的高容量泵，可直接植入患者的血管系統減少其開放性外傷。在一種實施方式中，所有可獨立旋轉轉子14C都以相同旋轉率旋轉。可以理解的是，如有需要多轉子系統中轉子的旋轉率可以是彼此不同的。在有些實施方式中，其中一個轉子可順時針旋轉并且其定位是使槽能推動血液式或其它液體沿箭頭63的方向通過管狀外殼62。一個相鄰的轉子的定位可以是在沿逆時針方向旋轉時同樣地使凹槽沿著箭頭63 的方向推動血液。因此，在此多個轉子同時沿箭頭63的方向推動液體，即使它們旋轉的方向相反。這種設計方案的一個優點是位于順時針旋轉下游的沿逆時針旋轉的轉子可抵消由其上游轉子施加給被泵送液體的旋轉動量,這樣允許給液體施加更多的液壓動力。取決于施加于各個定子36C的動力，與之相對應的轉子可根據需要以彼此相似或不同的旋轉率被驅動。因此，它減少了由不同步的電機驅動波形而產生的不利影響。在有些實施方式中，多轉子泵無需位于殼內和轉子之間的靜止的旋流抑制葉片。 相應轉子的反相旋轉特性消除了對這種葉片的需求。有些實施方式使用兩個以上的轉子，相鄰的轉子以彼此相反的方向旋轉，就是說在泵殼內順時針旋轉的轉子和逆時旋轉的轉子的軸向定位是交替著的。一個以上所述的多級結構的永久性心室輔助裝置具有6毫米的外徑和15毫米的長度，如前所述它能對抗生理血壓差提供每分鐘2-8升的流率。這種多級泵可作為在體外工作的外周血管插入血泵，或提供雙心室支持甚至完全的人工心臟作用。可以理解的是，在此多個轉子不需要固定于用一個共同的軸上，可給與每個轉子相關的電機定子通電，使每個轉子的順時針或逆時針的旋轉而不受其毗鄰轉子的影響。圖11是體現本發明實施方式的另一種血泵構造的分解圖。該泵包含一個初級外周套管狀套子102a和一個次級或釋放部件102b，它們配置在一起用以密封在組裝保護殼內的管狀外殼104和環繞此管狀外殼的電機定子110。一個0型圈可用來防止血液滲漏于內部管狀外殼104和該附件102a之間。在此實施方式中，整個管狀外殼和環繞它的電機定子都被罩在套管狀結構中，該結構具有縮小直徑的入口端105，如同一個子彈般的構造。電機定子110具有為電機線圈的三相操作而設的三個電線103 (最好見圖IlA中電機定子的放大圖)。電線可置于一個有三節120，120a和120b的電纜管道內。可以理解的是，其它電機設計可選擇來用于需要高速通信或高效率的應用中而不明顯偏高本發明的范圍。圖12-16展示了一種血泵的實施方式，在此軸流血泵排出的血液的軸向液流旋轉動能在泵的出口處被蝸殼轉化為液壓流，如標號106所示。蝸殼的引入對本發明所提供的軸流泵并不是必需的，但它是一種用于改善血流特性以進一步減少血栓形成和提高抽送到血管系統的血液壓力的可選性實施方式。參照圖12和13，一個血泵100含有一個大致上是圓柱形的外包殼或套管102a。該套管102a可含有縮減直徑的微圓形或子彈形前端或入口端105，其上有一個讓血液進入泵腔的入口 116。泵腔由大體是圓柱形，其外徑小于套管內徑的內罩104界定。如前所述套管 102a和管狀內罩104可由具生物相容性非磁性材料構成，如鈦金屬式陶瓷。電機定子環110可安置于內罩104之外和套管102a之內空間位置上。以上描述過的定子環110線圈的三相控制電線是通過電力和控制電纜管道120k連接。電纜管道120K 通過構成蝸殼106的一部分的出口 118退出泵。一個如前所述的轉子108，可以磁力懸浮或流體動力懸浮的方式在內罩104內工作，該轉子被置于定子環110的中心以使從入口 116 進入的血液或液體軸向流動。蝸殼106以流體密封連接于套管102a和管狀內罩104，因此，被轉子108抽送的血液被輸送到蝸殼106的中央腔114 (圖12)。參照圖12和14，一個0型圈124B可用來確保蝸殼和管狀內罩104之間的液體密封連接。可用一個或多個螺絲126來確保密封連接。如圖15和16所示，蝸殼腔的截面可以是環形的，它由一個從蝸殼的底部沿轉子 108旋轉軸的方向向泵內突出的下游中心柱112確定。中心柱112朝轉子108的下游端延伸，但不與轉子的下游端接觸，它可以是具圓柱體(如圖12，14和15所示)或是其它可用于影響血液從轉子中排出的形狀，如以下所詳細描述的。由轉子108從軸流泵的泵腔推入蝸殼腔的血液具有圍繞轉子旋轉軸旋轉的旋轉動量或螺旋式動量。液體的旋轉動量在轉子的正下方血液中心部位產生了一個低壓區域。 在某種程度上此低壓區域被一個位于轉子尾櫞14B的錐形軸向延伸物24(圖I)緩和。中心柱112也具有填充血液進入蝸殼114時所產生的出現在下游旋轉血液特征中的低壓區作用。其后血液注滿環形的蝸殼腔114，系統中的液體壓力導致血流以基本上沿離心的方向流過蝸殼腔114到達蝸殼釋放口或出口 122，如圖13-16所示，從而產生輸出壓力。在這個實施方式中，蝸殼是無葉片的，同時其所排出的血流與血管系統中血流的縱向性特征一致。通常這種實施方式血泵被植入體內時，其管狀部分橫貫心室的頂點而其蝸殼部分位于心臟之外，一個接合物(未顯示)被用于將蝸殼的釋放口或出口連接到患者的動脈系統。現參照圖17，它展示了一個具有替代結構液流矯直裝置的離心式蝸殼123的實施方式，該液流矯直裝置大致是軸向地伸入到相連軸流泵的泵腔。在此實施方式中蝸殼123 有一個通常是環形截面的流動腔133，一個雙腳定子元件125從此處伸出蝸殼腔并沿著軸流泵腔的軸的方向延伸，如上所述，相對于軸流泵腔的軸言它是向內延伸的(未顯示)。此定子元件具有一對平行的腳126和128，它們大致上是沿著與泵的旋轉軸同軸方向伸出。每一個腳126和128的接近內部端部分被制成彎的或曲線形的，具體地說腳128的末端部分 130被彎曲成與定子元件125的縱向軸及與相連泵腔中心線都成大約45度的角度。支撐腳126的接近內部端部分132也被彎曲成與泵軸成45度的角度。末端部分130的曲率軸與末端部分132的曲率軸垂直。這個雙腳定子125起到將從軸流泵輸出血流所具有的動態旋轉動量，在血液進入蝸殼123的離心腔133之后及從蝸殼的徑向出口 134排出之前，轉化為有壓流。參照圖18,它展不了蝸殼136的另一實施方式；該蝸殼有一個大致為圓形截面的離心流動腔137，該離心流動腔137內有一個在此描述的，大致是軸向地伸入到相連軸流泵的泵腔中心軸流矯直裝置或定子元件135。該定子元件135含有一個與軸流泵的中心軸線 (未顯示)對準的中心柱部分138，該中心柱部分138具有一個通常是長方形的頂端或末端部分139。該長方形的定子頂端的短軸被定位于與中心柱部位138的中心線及軸流泵的中心線平行的位置。如之前其他的蝸殼實施方式所涉及的，這個定子元件的作用是將從軸流泵排出液體中的動力旋轉動量，在液體填注蝸殼腔及由徑向出口 141排出的過程中，轉化為有壓流。參照圖19，此外展示了另一種具有圓形截面離心流腔143的離心蝸殼142的實施方式。一個液流矯直裝置或定子元件144從蝸殼腔的底部沿著一個與蝸殼相連的軸流泵的中心線(末顯示)軸向地朝內延伸且基本上是與此中心線對齊。定子元件144有一個具有寬的雙叉型末端的中心柱部分147。每個叉通常沿著與中心柱146的軸平行的方向延伸，在軸的兩邊一邊一個。具有動力旋轉動量的由軸流泵排出的血液在進入蝸殼腔之前被定子元件144轉化成有壓流，并以離心式從出口 147排出。依照本發明，從軸流泵流出血液的特性可被改變而不需位于泵下游的突出的葉片柱子，而改為使用為改善液流特性而設計的具有特定形狀的通道。參考圖20和20A，它們展示了依照本發明所提供的一個直通式液流矯直裝置的實施方式。該液流矯直裝置具有一個基座部分148用以將其固定于血泵上。一個直的圓柱形管149由基座部分148伸出。一個具有圓形開口 151的通道可被制成具有橢圓形的截面并有一個在圓柱形管149內形成的橢圓形出口 152的形狀，如圖20A所示。這個被制成特定形狀的通道的開口 151可以是任何可改善液流特性的形狀。界定橢圓形出口 152的特型通道161逐步地引導具旋轉動量的血液通過橢圓形的約束結構，將其轉化為大致上沿軸向流動的液流。此外，特型通道151也可是部分錐形的，它可具有圓形、橢圓形或其它形狀的出口，且出口的直徑在某種程度上小于入口端的開口以達到同樣的目的。在此處的實施方式中，通道151是直線型的且它與軸流泵同軸。參照圖21，它展示了依照本發明所提供的另一個液流矯直裝置的實施方式。在此實施方式中液流矯直裝置具有一個基座部分用以將其固定于軸流血泵上。同時，它具有一個彎曲管153，管上含有一個用于減少從血泵排出血流的軸向旋轉動量的狹窄部分156。通過彎管153的軸向血流被從一個開口 157排出，在此處一個適當的接合物被用來將血流導入血管系統。參照圖22，22A和22B，在此展示了依照本發明所提供的下游液流矯直裝置的又一實施方式。該液流矯直裝置具有一個含有一個流動腔158A和一個基座159的筆直的圓柱形管158。一個葉片攜帶中心柱161沿軸向延伸過至少部分的流動腔158A并沿軸向深入到與該裝置相連的軸流泵的泵腔。在一個實施方式中，中心柱161在一個連接點162 (圖22A)處被附著于流動腔158A的內側壁。中心柱的支持結構162可以是一個沿徑向延伸的、不需完全橫穿流動腔直徑的連接桿161A。中心柱161可以是任何形狀的，但在此展示的是一個具圓形頂的圓柱體，該圓柱體上有一對對稱且截然對立的、有相同形狀的尖頂葉片部件163， 它們沿著至少部分的圓柱體長度縱向延伸并超出圓柱體一個預定的量。葉片部件163可以超過中心柱的頂端象兔耳朵一樣向外突出，也可如圖22B所示的那樣朝遠離中心柱161的軸線的方向、向相反的方向彎曲。這種構造的目的也是為了減少從軸流泵流出液體的旋轉動量。參照圖23和23A，它們展示了依照本發明所提供的另一具有簡化的液流矯直葉片部件164的下游液流矯直裝置的實施方式。在此實施方式中，一個筆直的圓柱形管狀部件166和一個基座167連接在一起。此管狀部件166被附著于軸流泵的輸出端界定一個內部流動腔168。它的液流矯直葉片部件164從流動腔168的內側壁徑向地向內突出。該葉片部件164可通過適當的焊接方式焊接到流動腔的側壁上，也可作為管狀部件166的一部分與其一起制造。葉片部件164是以其橫向軸和流動腔168的軸平行或共軸的方式成形。在一種實施方式中，葉片元件164終止于流動腔168的縱向中心線附近(圖23A)。但是，它也可以沿著流動腔的直徑完全橫跨流動腔，這并不偏離本發明的范圍。縱向管狀部件166的軸與軸流泵的軸同軸。葉片164可以大致上是楔形的并可以是短的(如圖所示)或更長的。 例如，它可以軸向地延伸跨越整個管狀部件166的長度，甚至也可延伸超過管狀部件166的長度。根據本發明的一種實施方式，可合并兩個在此描述的旋轉泵形成一個可用于完全替代心力衰竭患者天然心臟的人工心臟。參照圖24，它展示了一個使用在此描述的旋轉軸流血泵的人工心臟。在一種實施方式中，此人工心臟含有一個用于抽送血液到患者主動脈的初級單元(first section) 181 和一個用于抽送血液到患者肺動脈的次級單元(section section) 182。每一個單元181和 182含有一個如前所述的血泵10，初級單元181含有一個初級流入道183和一個初級流出道185，次級單元182含有一個次級流入道184和次級流出道186。流入道183和184可由一種可刺穿的材料構成，如軟的聚酯纖維質地的材料，這樣的話，它們可以很容易地縫合到患者的循環系統。流入道183和184具有連接到患者的循環系統那端比連接到血泵10的那端寬的形狀。流入道183和184可以以肘形彎曲，從而鄰近流出道185和186。初級單元181和次級單元182可由一個連接部件180連接在一起，如一個固定夾或類似的部件。在此實施方式中，人工心臟中不需要人工心臟瓣膜，因此提高了裝置的可靠性。在初級流入道183和次級流入道184之間可非強制性地連接一個平衡部件或心室并聯器或分流器用以使流過初級流入道183和次級流入道184的血液大致相等或保持平衡。因此，當初級和次級流入道成員中的血液壓力不平衡時，血液可在兩個流入道成員之間分流。此分流器具有兩個終端，其中一端連接于初級流入道183而相反端連接于次級流入道184。分流器124可與流入道183和184之一整體地形成，它能自動地調整或平衡通過每個初級單元181和次級單元182的液壓血流，由此防止對人工心臟的一側的泵送作用超過另外一側。初級單元181可設計為能夠比部件184抽送更多的血液。依照一種實施方式，初級單元183被設計成比次級單元182多泵送15%的血液。電力和控制電線120K可用來驅動和控制每個血泵10.以上的特殊的實施方式只是例證性的，許多變化可引入到這些實施方式中而不偏高所披露內容的本質或附加的權利要求書的范圍。例如，不同的例證性實施方式中的元件或特征在本文披露內容和附加的權利要求的范圍內可相互組合或互相替代。
權利要求
1.ー種軸流血泵，它包括ー個管狀泵殼(12)，血流沿方向(18)從該泵殼(12)中流過，所述泵殼具有ー個殼入口(11)和ー個殼出口(IlA)；一個轉子(14)具有在所述管狀泵殼(12)內，位于所述殼入口(11)和所述殼出口 (IlA)之間的ー個前櫞(14A)和一個尾櫞(14B)，所述轉子裝備有多個彼此分離的凹槽(22)，該凹槽(22)從位于所述前櫞(14A)的進ロ通道(22A)延伸至位于所述尾櫞(14B)的出口通道(22B)，并界定多個位于它們之間的外周接觸面區域(35)，每個所述凹槽由相對于所述轉子的旋轉軸大致上徑向延伸作為所述外周接觸面區域的邊界的側壁(16)界定， 所述凹槽界定所述進ロ通道(22A)和所述出口通道(22B)，所述凹槽具有相對于所述進ロ 和出口通道(22A)、(22B)彎曲的中央液體流動部分(30)，中央液體流動部分(30)比所述出口通道(22B)窄，以增強液流方向(18)上的血流特征，和所述外周接觸面區域(35)與ー個電機定子(36)磁耦合以使所述定子能夠在預定的方向上旋轉。
2.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，所述外周接觸面區域(35)包含驅動磁體(34)，所述電機定子(36)包括圍繞所述驅動磁體(34)的導電線圈(38)，從而通過向所述線圈(38)通電對所述驅動磁體(34)產生磁通，以使所述轉子旋轉。
3.如權利要求I所述的軸流血泵，包括位于所述轉子(14)的尾櫞(14B)，在接觸面區域(35)上的定位磁體(56)，相應的定子磁體(57)固定于毗鄰所述轉子磁體(56)，以致磁體(56)和(57)的鄰近磁極相排斥以對所述轉子提供磁性軸向支持。
4.如權利要求1_3，21任ー項所述的軸流血泵，其中，所述管狀泵殼(12)由具生物相容性的鈦或陶瓷制成，所述轉子(14)由包括約70-80%按重量計的鉬和約20-30%按重量計的鈷的鉬和鈷合金的鐵磁性材料制成。
5.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，所述進ロ通道(22A)比所述凹槽(22)的所述中央液體流動部分(30)寬，位于軸向位置，在所述轉子徑向外周上所述凹槽(22)的集合寬度基本上等于或小于所述外周接觸面區域(35)的集合總寬度。
6.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，一個間隙存在于所述轉子(14)的外周和所述管狀殼(12)的內部壁表面之間。
7.如權利要求6所述的軸流血泵，其中，一個所述內部殼壁表面的部位(13)鄰近所述管狀泵殼(12)的所述殼入口(11)，限定至少ー個相對于所述管狀泵殼的外部直徑向內擴散的部位(13A)以限定ー個內部的環形殼壁圈(52)，位于所述轉子的前櫞(14A)的接觸面區域(35)的外周被加工成與所述擴散部位(13A)的下游形狀相吻合的輪廓，從而充當ー個機械制動，使轉子(14)在管狀殼內保持合適的軸向位置。
8.如權利要求7所述的軸流血泵，其中，所述轉子(14)的所述輪廓的前櫞(14A)裝備有ー個流體動カ推力軸承表面(20)，以與所述殼(12)的所述擴散部位(13A)合作提供額外的性能，當所述轉子旋轉時，使所述轉子(14)在管狀殼內保持合適的軸向位置。
9.如權利要求6所述的軸流血泵，其中，每個所述外周接觸面區域(35)裝備有ー個或更多的沿著相聯的接觸面區域的外周表面大體上圓形地分布的并具有預定外周半徑的大體上平行的流體動カ推力軸承表面(44)、(46)，每個所述推力軸承表面在它的前緣(47)處具有一個凹下的部位(45)，從前緣(47)開始所述推力軸承表面以漸進彎曲的方式變淺橫過相聯的接觸面區域，所述變淺的推力軸承表面中止在一個后端(48)以過渡到相聯的接觸面區域的外周，為了使流體動カ推力控制所述轉子在所述管狀泵殼內的徑向位置，位于每個所述凹下的部位(45)的所述間隙比位于后端(48)的大。
10.如權利要求9所述的軸流血泵，其中，每個推力軸承表面(44)、(46)沿著ー個弧形變淺向轉子旋轉軸方向傾斜，并包括沿著它的每個橫向側邊的隔離套(49)以減少從所述軸承表面滲漏液體，所述隔離套由來自所述凹下的部位(45)的逐漸減少高度的側壁限定。
11.如權利要求10所述的軸流血泵，其中，與ー個推力軸承表面的所述后端(48)相連的每個所述接觸面區域的一部分略微配制成朝遠離內部泵殼壁發散，從而減少流過推動軸承表面的血液壓力，并指導血液進入ー個形成于轉子(14)中與一個相應的接觸面區域相鄰的所述凹槽(22)中。
12.如權利要求I所述的軸流血泵包括多個在所述管狀泵殼(12)、(62)內的所述轉子(14)、(14c)，所述多個轉子在所述管狀泵殼(12)內沿軸向彼此分開。
13.如權利要求12所述的軸流血泵，其中所述多個轉子(14)、(14c)在ー個共同軸(64)上一起聯動,作為ー個整體朝相同的方向上共同旋轉。
14.如權利要求12所述的軸流血泵包括至少兩個所述一起聯動的轉子。
15.如權利要求12所述的軸流血泵，其中，每ー個所述轉子獨立地工作，沒有一個連接軸。
16.如權利要求15所述的軸流血泵，其中，所述多個轉子的旋轉速率各自不同。
17.如權利要求16所述的軸流血泵，其中，ー個所述轉子在ー個方向上旋轉，在方向(18)、(63)上推動血液，而ー個相鄰的ー個所述轉子在所述ー個方向上相反的旋轉，在所述方向(18)、(63)上推動血液。
18.如權利要求12所述的軸流血泵包括安裝在至少兩個所述隔開的轉子的下游，從所述管狀泵殼(62)的內壁徑向地向內延伸的定子葉片(66)，以降低從所述兩個轉子排出的軸向液流的旋轉動量。
19.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，位于所述轉子(14)的所述前櫞(14A)，限定所述進ロ通道(22A)的所述側壁邊界包括一個圓形表面(54)，以促進血液進入所述彼此分離的凹槽(22)。
20.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，所述轉子(14)具有ー層構成ー個密封的封層以防止氧化的敷形聚合物涂層和一層位于所述敷形聚合物涂層之上用于防止磨損和擦傷的堅硬光滑的保護涂層。
21.如權利要求I所述的軸流血泵，其中，所述轉子(14)由ー個磁性合金制成。
22.如權利要求6所述的軸流血泵，其中，所述管狀泵殼(12)的內徑在鄰近所述殼出 ロ(IlA)處收縮以限定ー個環形圈(53)，所述轉子具有ー個流體動カ推力軸承毗鄰它的尾櫞(14B)以提供一個徑向和軸向支持使所述轉子作為所述轉子旋轉。
23.如權利要求I所述的軸流血泵包括所述的已磁化的所選所述接觸面區域(35)的外周部分以提供與所述電機定子(36)產生的磁通的電磁耦合。
全文摘要
一個用于泵送血液的軸流式血泵，它具有一個大致是圓柱形外圍包殼和一個與該外圍包殼同中心的且位于該外圍包殼之中的管狀殼，管狀殼的一端有輸入口另一端有輸出口。一個電機定子與上述的外圍包殼和管狀殼同中心且位于它們之間。一個葉輪與上述管狀殼同中心且位于該管狀殼之中。在運作中上述葉輪被位于葉輪中的磁體或被磁化的區域和上述電機定子之間的消極磁力的綜合作用所懸浮，同時，當血液在上述管狀殼和位于葉輪上的多個動壓推力軸承表面之間流動時會產生液體推動力。一個蝸殼可以液密式地連接于上述管狀殼的輸出口，用以在軸向接受血液并將血液導流到一個垂直于軸的方向。該蝸殼具有一個改善液流的元件，此元件從蝸殼沿軸向伸出，延伸入上述管狀殼之中且與該管狀殼共軸。
文檔編號A61M1/10GK102600518SQ201210073420
公開日2012年7月25日 申請日期2006年6月2日 優先權日2005年10月5日
發明者丹尼爾·G·懷特, 卡蒂科曄·屈奇, 杰弗里·A·拉羅斯, 查理·R·山寶奇, 理查德·A·馬庫什 申請人:海德威公司