血泵的制作方法

血泵的制作方法
【專利摘要】要求保護的主題涉及一種血泵（1），該血泵包括中空體（2）以及至少部分主動地穩定的磁性軸承裝置（15,15′,16,16′,17,17′,18,18′），在所述中空體中設置有具有葉片裝置（4）的葉輪（3），用于沿著所述葉輪（3）產生血液的軸向推進，其中所述葉輪能夠被設定為借助馬達定子（19）圍繞所述葉輪（3）的旋轉軸線（R）旋轉，并且其中所述中空體（2）包括用于使血液沿著基本上平行于所述旋轉軸線（R）的流入方向（E）流入所述中空體（2）的入口（5）和用于使血液沿著流出方向（A）流出所述中空體（2）之外的出口（6）。
【專利說明】血泵
[0001 ] 本發明涉及血泵【技術領域】。
[0002]這里及下文提及的血泵應理解為用于在人體或動物體內支持或產生血流并且適于植入人或動物的胸空腔內、位于心臟外的泵。利用左心室輔助裝置(LVAD)，在左半心和血泵的入口之間以及在血泵的出口和從心臟離開的主動脈之間形成連接，用于支持或產生通過身體的血液循環(體循環)。利用右心室輔助裝置(RVAD)，在右半心與通向左肺動脈和右肺動脈的肺動脈干之間形成連接(或者，在RAVD與左肺動脈和/或右肺動脈之間形成直接連接)用于支持或產生通過肺的血液循環(肺循環)。血泵內的血液被引導通過作為泵殼的一部分或者被布置在這樣的泵殼中的中空體。具有用于產生壓力及由此壓力所產生的血液流的葉片裝置的旋轉葉輪被布置在中空體中。所謂的全人工心臟(全心臟泵)包含左心室輔助裝置和右心室輔助裝置(血泵)，用于支持或產生完整的血液循環。柔性連接管或連接管子，以及根據具體情況的流彎管或肘管，用于形成血泵和心臟或血管之間的上述連接。此外，需要至少一條電纜線路來供應能量，并且根據具體情況用于控制血泵，所述電纜線路將血泵連接至能量儲存器，并且根據具體情況可以連接至控制單元。
[0003]在對這樣的血泵(特別是全人工心臟)進行植入和使用中存在的主要問題是，對這樣的血泵和柔性連接管、以及對在胸空腔空間中位于心臟附近的電纜線路所提出的空間要求。
[0004]另一難點在于，由于血泵，特別是在葉輪的機械軸承處，通過血泵的血流的收窄和方向突變、以及由于血泵內的大壓力梯度而導致血細胞破裂(溶血)的危險。為此，對于血泵的設計，通常由磁性軸承和/或液體動力軸承來代替葉輪的機械軸承。
[0005]附加問題在于如下事實，對于肺循環來說，需要產生比體循環小得多的血壓，然而，需要每單位時間通過兩個血液循環傳輸相同的血量。由血泵產生的血壓取決于血泵的葉輪的轉速。已經發現，很難`設計這樣的泵:其適用于以適合生理條件的穩定的、恒定在ΟΙ/min至20Ι/min之間的體積流量來在約5mmHg至約150mmHg的范圍內設定非常不同的血壓值，并且其以這樣的方式應用為RVAD以及LVAD，或者其適用于全人工心臟的設計。
[0006]因此，本發明的目的是提出一種血泵以及一種全人工心臟，其解決或至少減少上述問題。相應的血泵或全人工心臟因此應具有盡可能低的空間要求并且適于以盡可能對血液溫和的方式來支持或產生血壓。此外，其應適于以盡可能適合的體積流量來覆蓋大的血壓范圍。
[0007]根據本發明，該目的通過根據獨立權利要求的血泵來實現。本發明的其它改進和實施方式是相應的從屬權利要求的主題。
[0008]根據保護主題的血泵，其包括:中空體，該中空體中設置有具有葉片裝置的葉輪，用于沿著葉輪產生血液的軸向推進；以及用于葉輪的、至少部分主動地穩定的磁性軸承裝置并且優選地但不是必須地為流體動力軸承裝置，其中葉輪可以設定成圍繞該葉輪的旋轉軸線旋轉，其中馬達定子優選地但不是必須地位于中空體的外部，并且其中所述中空體包括用于血液沿著基本上平行于旋轉軸線的流入方向流入中空體的入口，以及用于血液沿著流出方向流出中空體的出口。優選地，但不是必須地，將出口布置成相對于葉輪的旋轉軸線偏移，用于在流入方向和流出方向之間產生不為零的流出角度。
[0009]根據一個實施方式，在葉輪的上游側和下游側設置有永磁裝置，并且泵僅具有一個致動器環形線圈，用于使葉輪沿軸向主動地穩定。這一點與現有技術的血泵特別不同，在現有技術的血泵中大多設置兩個主動地穩定的致動器環形線圈。根據現有技術，在葉輪的兩側具有磁體裝置的葉輪需要兩個致動器環形線圈，用于使葉輪沿軸向方向主動地穩定。盡管可以非常精確地實現沿軸向方向的穩定，但多個致動器環形線圈的空間要求是麻煩的。
[0010]單個致動器環具有若干實施方式，其確保葉輪沿軸向總是穩定的。 [0011]根據第一實施方式，僅有的(一個)致動器環形線圈通過使用用于將磁通量傳送至永磁體裝置中的至少一個永磁體裝置的鐵軛來作用于上游側永磁體裝置和下游側永磁體裝置二者，其中致動器環形線圈直接作用于剩余的磁體裝置。
[0012]在第二實施方式中，僅有的(一個)致動器線圈僅作用于上游側永磁體裝置或下游側永磁體裝置中的第一者，并且另一永磁體裝置構造為被動軸向軸承。可能地，但不是必須地，該被動軸向軸承裝置包括兩個磁體，這兩個磁體相互吸引且充當“彈簧”以沿著期望的方向拉動葉輪。在這種情況下，由單個致動器的磁通量產生的推力與彈簧的力協同作用，或者對抗彈簧的力而作用。
[0013]在這些軸向穩定裝置的任一個中，葉輪的上游側永磁體裝置和下游側永磁體裝置中的僅一者，或者另選地為二者，包括用于檢測葉輪從期望的軸向位置的可能偏差的傳感器系統。在一個實施方式中，至少一個傳感器系統與僅有的一個致動器環形線圈相互作用，用于校正葉輪從期望的軸向位置的可能偏差。
[0014]如下文進一步詳細描述的，中空體的內徑被擴大以形成圍繞葉輪切向地延伸并且延伸進入出口內的排出通道，用于使血液以基本上切向于葉輪而行進的方式流出中空體之外而流走。優選地，但不是必須地，排出通道的中心相對于葉輪的旋轉軸線沿軸向方向從葉輪偏離。因此，排出通道類似于“蝸殼”，這是由于其優選地不僅連續地加寬其橫截面，并且沿葉輪的旋轉軸線的方向偏移(優選為持續增長的偏移)。
[0015]在另一實施方式中，也類似于蝸殼，排出通道相對于葉輪的旋轉軸線沿軸向方向和/或相對于葉輪的旋轉軸線沿徑向方向加寬。這些實施方式在圖7A和圖7B中公開。
[0016]另一實施方式提供了，在排出通道的區域內的流體通道被分成若干個局部流體通道，優選為兩個局部流體通道。
[0017]由此，出口應被理解為位于中空體的壁中的開口，其中出口通常還通過連接接頭通向外部。
[0018]有利的是具有一種實現血泵的盡可能小的空間要求的概念，包括借助血液的流入方向和血液的流出方向之間的非零角度實現的必要的柔性連接管，其中通過適當選擇該角度，可以將植入的血泵的出口沿將要連接至血泵的血管(因此例如主動脈、肺動脈干或另一血管)的方向對準。以這種方式，由于柔性連接管道可以以盡可能直線的方式且沿直接通路通向血管，而不是沿著形成迂回的曲線通向血管，因此在血泵和血管之間可以選擇特別短的柔性連接管道。此外，通常用于使血液的流向偏轉的流彎管或肘管的應用因此變得多余。該角度優選位于30°至約150°之間的范圍內，特別優選地位于約75°至約105°之間的范圍內，其中在給定的90°角的情況下血液相對于旋轉軸線以直角離開血泵，并且在給定的0°角的情況下沿軸向方向流出。
[0019]在應用傳統的軸向血泵的情況下，由于傳統的軸向血泵總是具有軸向出口(即，血液的流入方向和流出方向之間的角度約為0° )，通常顯著彎曲的柔性連接管道是必須的。
[0020]借助根據保護主題的血泵，保持了通過葉輪的血液的軸向推進的基本原理。這是有利的，這是因為那些血泵以特別柔和的方式輸送血液，那些血泵還被稱為軸流泵并且對血液主要施加軸向力效應，因此主要軸向加速血液，因此沿著葉輪在旋轉軸線的方向上加速血液。與此相比，所謂的徑向泵主要相對于葉輪的旋轉軸線徑向地加速血液。此外，徑向泵大多具有徑向出口，該徑向出口通常伴有以下優點:到血管的特別短的連接。
[0021]這里提出的根據本發明的血泵因此兼具軸向泵和徑向泵的優點:即，軸向泵的關于柔和地輸送血液的優點，徑向泵的關于在血泵和血管之間的更短的柔性連接管并且因此關于小的空間要求以及改進的轉子動力學的優點。
[0022]根據本發明，為了產生血液的軸向推進，葉輪的葉片裝置設計為螺旋形(螺旋狀)。這種螺旋形葉片裝置可以是單頭的或多頭的。因此，螺旋可以包括一個或多個，優選地包括兩個至六個單獨螺旋形，即，螺旋狀葉片(輪葉)。葉片裝置的這些葉片中的每個葉片均可以相對于葉輪的旋轉軸線圍繞葉輪部分地旋轉、完整地旋轉或數次旋轉。優選地，單個葉片圍繞葉輪繞至少一圈，更優選為至少一圈半。此外，螺旋的至少一個葉片的指向下游的表面與葉輪的旋轉軸線圍起非零角(葉片角)。葉片角涉及葉片裝置的節距和導程。類似于通常的螺紋命名法，如果葉片裝置為單頭葉片裝置，則葉片裝置的節距定義為葉片的兩個相鄰繞圈之間的軸向距離，如果葉片裝置具有兩個或更多個單獨的葉片，則葉片裝置的節距定義為兩個相鄰葉片之間的軸向距離。以上提到的相應的距離總是在葉片的表面之間或在面對相同的軸向(而不是面向彼此)的葉片繞圈之間測量的。因此，葉輪的葉片裝置的導程可以定義為，當葉輪轉動一周鄰近于葉片裝置的葉片的血液的體積元軸向前進的軸向距離(為了簡明，忽略所述體積元的任何切向運動)。為了確定葉片裝置的軸向端處的節距和導程，可以將葉片裝置沿軸向外推。在恒定節距的特殊情況下，N頭螺旋形葉片裝置的導程等于節距乘以N。
`[0023]通過修改局部葉片角，可以調節葉片裝置的節距和導程、葉片裝置對于血液的傳輸效果。葉片角、節距以及導程可以沿著葉輪的軸向范圍(長度)變化。因此，在葉輪的給定軸向位置處的葉片角、節距和導程分別被稱為局部葉片角、局部節距或局部導程。
[0024]優選地，葉片裝置的局部節距沿著葉片裝置的整個軸向范圍處于2mm至20mm的范圍內，更優選地處于3_至15_的范圍內。葉片裝置的局部節距沿著葉片裝置的整個軸向范圍優選地處于2mm至120mm的范圍內，更優選地處于3mm至40mm的范圍內。局部葉片角沿著葉片裝置的整個軸向范圍優選地處于80°和20°之間的范圍內，更優選地處于70°和30°之間的范圍內。
[0025]局部節距和局部導程可以從葉片裝置的上游側向葉片裝置的下游側增大。在上游側，局部節距可以處于2mm至8mm的范圍內，并且在下游側，局部節距可以處于IOmm至20mm的范圍內。在上游側，局部導程可以處于2mm至50mm的范圍內，并且在下游側，局部導程可以處于IOmm至120mm的范圍內。優選地，局部節距和局部導程從葉片裝置的上游側向下游側單調增大。在上游側，葉片角優選地處于80°至45°之間的范圍內，更優選地處于75°至55°之間的范圍內。在葉片裝置的下游側，葉片角優選地處于70°至35°之間的范圍內，更優選地處于60°至40°之間的范圍內。優選地，葉片角從葉片裝置的上游側向下游側單調減小。
[0026] 取沿著葉片裝置的軸向范圍的局部節距、局部導程和局部葉片角的平均值，分別得到平均節距、平均導程和平均葉片角。優選地，平均節距處于5mm至12mm的范圍內，并且平均導程處于5mm至85mm之間的范圍內。此外，平均葉片角優選地處于45°至65°之間的范圍內。
[0027]根據本發明，血壓的形成不僅由經由葉片裝置軸向向前推動血液產生而且還通過傳遞切向流速以及利用其給予到血液上的旋轉能量產生。通常，血液的切向流速和經由葉片裝置傳遞到血液上的旋轉能量的量隨著節距和導程的增加而增大，并且隨著葉片角的減小而增大。
[0028]在下圖所示的【具體實施方式】中，葉片裝置延伸到血泵的螺旋形殼體內。由于從螺旋形殼體(蝸殼)流出的血液切向于葉輪而行進，所以血液的上述切向速度分量被有效地用于建立壓力。
[0029]葉片裝置的各個螺旋形葉片優選地被設計為沿著葉輪的長度而連續。此外，葉片裝置優選地遍布在葉輪的至少80%的軸向范圍(長度)上，更優選地遍布在葉輪的至少90%的長度上，并且最優選地遍布在葉輪的整個長度上。這樣，葉輪特別適于產生血液的柔和的、低紊流的軸向推進。
[0030]優選地，螺旋的外部輪廓被設計成圓筒形方式。此外，葉輪的在上游側和下游側之間承載葉輪的葉片裝置的外周面基本上可以是圓筒形，截頭錐型或者錐形。還可以想到改變葉片裝置沿著葉輪的高度，優選地增加螺旋形殼體內的高度。此外，葉輪優選地沿著旋轉軸線的方向為長形。優選地，葉輪的最大總直徑(包括葉片裝置并且垂直于旋轉軸線而測量的)不大于葉輪的葉片裝置的軸向范圍(長度)的60%，更優選地不大于葉輪的葉片裝置的軸向長度的30%。葉輪的長形形狀使得血泵具有特別細長的形狀。
[0031]在一個實施方式中，可以想到葉片裝置的最大徑向范圍，即，葉片裝置的最大高度，小于葉輪的最大總半徑(垂直于旋轉軸線而測量的并且包括葉片裝置)的50%，優選地葉片裝置的最大高度小于葉輪的最大總半徑的30%。通常，葉片裝置的最大高度位于Imm至4mm的范圍內，更優選地位于1.5mm至3mm的范圍內。
[0032]葉片裝置的至少一個葉片的最大寬度(垂直于旋轉軸線并且垂直于葉片裝置的高度而測量的)小于葉輪的最大總周長(垂直于旋轉軸線而測量的并且包括葉片裝置)的10%，優選地最大寬度小于葉輪的最大總周長的5%。通常,最大寬度位于0.5mm至3mm的范圍內，優選地位于Imm至2_的范圍內。這樣，至少一個葉片的形式為薄型螺旋狀肋。
[0033]根據本發明，血泵的特征還在于省除了出口導向葉片，該出口導向葉片在流向上安裝在葉輪的下游。在通常的具有軸向出口的軸向泵中的這樣的下游導向葉片用于將血液的旋轉運動轉變成附加的軸向壓力增大并且因此用于增大血液的軸向輸送的效率。在根據本發明的非軸向出口的情況下，血液的旋轉運動也至少部分地有助于血泵所產生的血壓，這還可以有利地通過省除下游導向葉片而被利用。此外，通過省除下游導向葉片，避免了由于下游導向葉片對血液的偏轉而導致的血液的機械負荷，由此進一步降低了破壞血液的風險。
[0034]通過省除下游導向葉片而獲得的另一顯著優點在于，血泵的軸向長度更小，并且因此血泵的空間要求降低。
[0035]此外，在血泵的某些操作點處下游導向葉片的不利的流入角問題也由于將下游導向葉片省除而被消除。如果令下游導向葉片特別地以不利的角度經受流入，則壓力甚至會由于下游導向葉片而產生損失。此外，在下游導向葉片處可能形成局部壓力波動，這會對血液在葉輪上的流動過程造成不利影響，并且致使更難以穩定地支承葉輪，特別是在較低旋轉速度下。
[0036]如上所述，用于葉輪的、至少部分主動地穩定的磁性軸承裝置，例如W000/64030所描述的，基本上適用于無接觸地適應徑向力和軸向力。特別地，已經發現軸向軸承的主動穩定性對于所有旋轉速度都特別有利。磁性軸承裝置可以包括集成到葉輪中的永磁元件，用于主動的軸向穩定性(葉輪通常還包含用作電動機的電動轉子的永磁元件)。附加地，磁性軸承系統可以包括用于主動的軸向穩定性的環形線圈，所述環形線圈借助軸向磁通量實現葉輪的軸向位置的主動穩定性(閉環控制)。這些環形線圈獨立于電動機繞組，并且專門用于葉輪的主動穩定的軸向支承。上述環形線圈例如可以布置在中空體的外部使得它們以環形方式環繞這些中空體。此外，磁性軸承裝置可以包括用于感測葉輪位置(特別地用于確定從軸向期望位置的偏離)的傳感器系統和閉環控制單元，所述閉環控制單元連接到傳感器系統和環形磁體并且根據葉輪的測得的軸向位置設定由環形磁體產生的磁通量以用于校正葉輪從期望位置的可能偏離。例如通過以上文獻或本發明以下進一步給出的【具體實施方式】的描述來推導更多的細節。
[0037]如上所述，例如在W000/64030中已經描述了葉輪的主動軸向穩定性。然而，僅需要一個單一的致動器線圈的上述裝置是特別的，并且尤其是與切向流出//出口相結合，從而為泵的小型化提供了更大的機會。在附圖1C、圖1D、圖1E、圖1F、圖1G中示出了僅顯示一個單個的致動器線圈的這些裝置的實施方式。應當注意，除其他特征以外，在附圖1A、圖1B和圖2中已經充分描述了所有其余特征；為了避免不必要的重復，僅詳細描述了圖1C至圖1G的區別特征。
[0038]在另一改進中， 血泵的磁性軸承裝置還包括用于葉輪的被動徑向軸承(被動徑向穩定性)的永磁軸承元件。這些永磁軸承元件例如可以布置在中空體內，直接鄰近葉輪的上游側或下游側，例如位于輪轂內或葉輪內、導向葉片內或中空體的端板內。通過以上文獻或本發明以下進一步給出的【具體實施方式】的描述再次推導更多的細節。
[0039]在血泵中葉輪的液體動力軸承是基本已知的。在本發明的一個實施方式中，可以想到如在W002/66837中的葉輪的液體動力軸承通過連接至葉輪的一個支撐環或若干這樣的支撐環來實現，這樣在支撐環和中空體的內壁之間形成環形間隙(或若干環形間隙)，用于徑向支承葉輪。上述支撐環優選地形成為旋轉對稱中空筒，并且可以設計為不同的寬度，并且可以在任何位置被緊固在葉輪上，以便實現葉輪的優化穩定性，特別是對于葉輪的傾斜而言。這樣，可以以特別有效的方式補償葉輪的流體動力和機械不平衡。如果如下文進一步所描述的，(螺旋形)排出通道部分地圍繞葉輪的外周，則以上方式是特別有利的。在這種情況下，在流向上直接位于排出通道的上游的合適的支撐環可以有助于葉輪的穩定性。
[0040]本發明的另一改進設想將中空體的出口布置在葉輪的遠離入口的上游側和葉輪的遠離入口的下游側之間。這樣可以實現具有減小的結構長度的特別緊湊的實施方式。此外，已經發現，這有助于血泵的特別良好的流動特性，并且還有助于葉輪的穩定性，由此增大了可以由血泵覆蓋的壓力范圍。優選地，出口布置在葉輪下游側的直接環境中，以便盡可能多地使用由葉輪的葉片裝置形成的實際推進力，所述葉片裝置優選地在其外周面的整個長度上裝有葉片。為了增大該長度，葉輪的葉片裝置還優選沿著出口，即，在出口的高度處延伸。
[0041]在另一改進中，血泵包括布置成基本上垂直于葉輪的旋轉軸線的背板，用于終止中空體。在如上所述出口被布置在葉輪的上游側和下游側之間的情況下，所述背板優選布置為直接鄰近于葉輪的下游側，以此來避免在葉輪和背板之間的無流動的死區。上述死區通常會導致血塊增大的風險，因此需要盡可能避免。在另一改進中，背板被設計成容易打開的閉合件，用于簡單形成進入中空體的軸向入口，例如為了更簡化組裝或在組裝過程中調節血泵。
[0042]在一個實施方式中，可以想到擴大中空體的內徑用于形成圍繞葉輪切向延伸并且延伸進入出口的排出通道(螺旋形殼體)。這樣的排出通道允許血液通過中空體的出口排出，并且基本上與葉輪相切(更確切的說是與葉輪的外周面相切)。這樣，在流出中空體時，血液的相應的切向流動分量和(這伴有的)血液的動能被保持得特別良好并且以低損耗的方式被保持，并且可以用于有效地產生血壓。與外周面相切但垂直于旋轉軸線而行進的血液的流動分量，在原則上總是借助軸向泵出現，這是由于葉輪所產生的推進力，除了軸向分量以外還具有垂直于旋轉軸線的分量。具體地，通過上述排出通道，避免了在簡單徑向出口的情況下可能發生的具有對應的能量損失的渦流。此外，這樣，改進了血泵的流動特性，并且還改進了葉輪的穩定性，由此進一步增大了血泵所覆蓋的壓力范圍。此外，同時，大大避免了上述渦流伴有的血液的機械負荷。
[0043]為了以盡可能緊湊的結構形狀來實現盡可能高的血液輸送效率，葉輪的葉片裝置也沿著排出通道，即，在排出通道的高度處延伸。
[0044]另一改進設想排出通道朝著出口被加寬，并且因此設計成如螺旋形殼體的螺旋形方式。這樣，實現了朝著出口的流速(在恒定的體積流量的情況下)的持續減小，以及渦流形成的減少，并且因此實現了血`液特別柔和地流出中空體之外。此外，在至出口通道的過渡區中的出口處由血泵產生的壓力增加，可以通過血液減小的流速以特別有效的方式來傳送。在該實例中，在血泵出口處的典型流速的量值低于lm/s。
[0045]在另一實施方式中，可以設想葉輪的承載在該葉輪的上游側和下游側之間的葉片裝置的外周面大體上是圓筒形、截頭錐形或錐形，用于產生盡可能均勻且無渦流的推進。這樣，確保了主要的軸向推進，因此確保了對于血液的柔和的推進。然而，通過使葉輪的直徑朝著葉輪的下游側增大，還可以獲得附加的徑向加速度分量。
[0046]特別地，與葉輪的圓筒形或截頭錐形設計相結合，可以設想布置在葉輪的上游側的入口導向葉片。該入口導向葉片在一方面用于葉輪的盡可能無渦流的流入，因此該流入對于血液是柔和的并且是盡可能無損耗的，并且上述入口導向葉片還可以包括固定葉片裝置，以便減小血液圍繞葉輪的旋轉軸線的旋轉運動并且將其轉變成用于進一步增加血泵的輸送輸出的軸向推進。優選地，入口導向葉片布置成直接鄰近于葉輪的上游側，用于避免或減小在入口導向葉片和葉輪之間的無流動的死區。此外，如上所述的入口導向葉片可以包含作為磁性軸承裝置的部件的永磁軸承元件。
[0047]在另一改進中，可以設想血泵包括控制單元，該控制單元被設置為將葉輪的旋轉速度設定在3000rpm至35000rpm之間的范圍內，用于在血液的體積流量適于要求的情況下在出口處產生在5mmHg至150mmHg之間的范圍內的血壓。這樣,根據肺循環或體循環的流阻，可以設定在ΟΙ/min至201/min之間的體積流量。
[0048]可選的血泵包括中空體，其中葉輪設置有葉片裝置，用于沿著葉輪產生血壓的軸向推進，其中葉輪可以被設定為圍繞葉輪的旋轉軸線旋轉，其中馬達定子位于中空體的外部，并且其中中空體包括入口和出口，入口用于使血液在基本上平行于旋轉軸線的流入方向上流入中空體，出口用于使血液在流出方向上流出中空體，其中出口布置成相對于葉輪的旋轉軸線偏移，用于在流入方向和流出方向之間產生不為零的流出角，其中中空體的內徑被擴大以形成圍繞葉輪切向地延伸并且延伸出到出口中的螺旋形排出通道，用于使血液流出中空體，所述流動基本上切向于葉輪行進，其中中空體的出口布置在葉輪的面向入口的上游側和葉輪的遠離入口的下游側之間。
[0049]這樣的血泵可以包含機械的、液體動力的、磁性的或者混合的軸承裝置，用于支承葉輪。此外優選地，葉輪的承載葉片裝置的外周面可以設計成基本圓筒形，用于血液的軸向推進。
[0050]上面列出和描述的所有的技術特征都應被認為是該可選血泵的進一步改進。在每一情況下都出現上述優點。為了完整性起見，以簡要的方式再次引用上述特征。為了更詳細地說明，引用上述進一步的實施方式。
[0051]因此，葉輪的流體動力軸承裝置被設計成連接至葉輪的支撐環，用于在支撐環和中空體的內壁之間形成環形間隙。中空體的出口還可以布置在葉輪的面向入口的上游側和遠離入口的下游側之間。還可以設想，擴大中空體的內徑，用于形成圍繞葉輪切向地延伸并且延伸出到出口中以使血液以基本上切向于葉輪而行進的方式從中空體流出并流走的排出通道。此外，該排出通道可以朝著出口而加寬。
[0052]此外，可以設想包括主動地穩定的軸向軸承的磁性軸承裝置。
`[0053]此外，葉輪的承載葉片裝置的外周面可以被設計成圓筒形、錐形或截頭錐形的方式。葉輪的葉片裝置可以被設計成螺旋。而且，利用該可選血泵，可以實現關于如上所述的葉片裝置的形狀、葉片裝置的葉片的形狀以及葉輪的形狀的所有特征。
[0054]此外，可以設想，入口導向葉片可以包括磁性軸承裝置的部件。
[0055]最后，血泵可以包括控制單元，該控制單元被設置為將葉輪的旋轉速度設定在3000rpm至35000rpm之間的范圍內，用于在適合生理條件的體積流量的情況下在出口處產生在5mmHg至150mmHg之間的范圍內的血壓。
[0056]在根據本發明的全人工心臟中，可以設想設置兩個這里提出的類型的血泵，其中第一血泵優選用作LVAD，而第二血泵用作RVAD。通過應用這里描述的血泵，全人工心臟特別節省空間并且因此可以以特別簡單的方式將全人工心臟布置在心臟處的胸空腔中。
[0057]在一個實施方式中，可以設想將全人工心臟的兩個血泵的葉輪布置在公共的旋轉軸線上，由此可以使得設計和組裝特別簡單。此外，這允許全人工心臟的有利的細長形狀，由此簡化了植入胸空腔。
[0058]在一個實施例中，兩個血泵的葉輪固定地連接至單個公共的葉輪，其中兩個血泵的空腔體組合在一起形成公共的中空體(殼體)。這允許全人工心臟泵的結構沿軸向特別短。此外，由于公共葉輪的自由度少于兩個單獨葉輪的自由度，這樣簡單的軸承是可能的。[0059]在進一步的實施例中，可以設想，軸承座位于第一血泵的葉輪和第二血泵的葉輪之間，第一血泵和/或第二血泵的軸承裝置的至少部分結合到該軸承座中。
[0060]下文結合圖1A、圖1B、圖2至圖6來更詳細描述本發明的【具體實施方式】。對于保護主題，相同的附圖標記指示相同的特征。在附圖中:
[0061]圖1A是穿過這里提出的類型的血泵的縱剖面的示意圖，
[0062]圖1B是穿過這里提出的類型的血泵的縱剖面的示意圖，
[0063]圖1C至圖1G是僅具有一個用于葉輪的軸向穩定的單一致動器線圈環的血泵的示意圖，
[0064]圖2是穿過這里提出的類型的血泵的縱剖面的示意圖，
[0065]圖3是穿過這里提出的類型的血泵的中空體的橫截面的示意圖，
[0066]圖4是這里提出的類型的血泵的部分切除的中空體的示意圖，
[0067]圖5是這里提出的類型的具有單個葉輪的全人工心臟的示意圖，
[0068]圖6是這里提出的類型的具有兩個單獨葉輪的全人工心臟的示意圖，以及
[0069]圖7A、圖7B是“蝸殼”狀排出通道的示意圖。
[0070]圖1A中示意性地示出了穿過這里提出的類型的血泵I的縱剖面的示意圖。血泵I包括中空體2 (由連續的粗線表示)，其中葉輪3設置有葉片裝置4。此外，中空體2包括用于使血液在與旋轉軸線R (如虛線所示)平行的流入方向上流動的入口 5，以及用于使血液在垂直于剖面延伸的流出方向上流出的出口 6。因此，在該實施例中，出口布置成相對于旋轉軸線R以直角偏移，用于在流入方向和流出方向之間形成不為零的流出角α (α等于90。)。
[0071]中空體2的出口 6布置在葉輪3的面向入口的上游側9和遠離入口的下游側10之間。中空體2的內徑用于形成圍繞葉輪3切向地延伸并且延伸出至出口 6中的排出通道
11，用于使血液排出中空體2之外，所述排出基本上切向于葉輪3而行進。
[0072]此外，設置了流體動力軸承裝置，其被設計為連接至葉輪3的兩個支撐環7，用于在支撐環7和中空體2的內壁之間形成兩個環形間隙8，以徑向支承葉輪3。
[0073]葉輪3的承載葉片裝置4的外周面12以圓筒形方式形成，但是同樣也可以設計成截頭錐形或錐形方式。將葉輪的軸向尺寸(長度)L選擇為大于葉輪的位于該葉輪下游側的直徑D。葉輪的葉片裝置的特征在于，節距朝著出口 6增大。這樣，可以允許軸向推進達到排出通道11，這對于血液來說特別柔和。葉輪4的葉片裝置沿軸向完全(在其它實施方式中為部分或一點也不)延伸進入排出通道11和出口 6。
[0074]設有葉片裝置14'的入口導向葉片14設置成直接鄰近于葉輪3的上游側9。
[0075]血泵還包括部分主動地穩定的軸承裝置，其包含主動地穩定的、磁性軸向軸承以及被動的、磁性徑向軸承。磁性軸承裝置首先包括在上游側和下游側處布置在葉輪中的兩個永磁體15、15'。此外,兩個另外的永磁軸承16、16'的極性與上述磁體相反(吸引)并且分別結合到入口導向葉片14和背板13中，用于形成被動磁性徑向軸承，其確保葉輪3在入口導向葉片14和背板13之間被保持在期望的徑向位置。此外，對于主動地穩定的磁性軸向軸承，兩個環形線圈17、17'布置在中空體2的外部，位于葉輪3的前方和后方，使得它們以環形形式圍繞中空體2而位于外周以產生軸向磁通量。此外，磁性軸承裝置包括傳感器系統以及閉環控制單元(這里未示出)，該傳感器系統包括結合到入口導向葉片14和/或背板13中以及結合到葉輪3中的距離傳感器18、18'，用于測量葉輪3和入口導向葉片14或背板13之間的間隙寬度，上述閉環控制單元連接至距離傳感器18、18'和環形磁體，所述閉環控制單元根據測得的葉輪的軸向位置來設定由環形磁體產生的磁通量，用于校正葉輪從期望的軸向位置的可能偏離。
[0076]最后，設置圍繞中空體延伸的馬達繞組19和結合到葉輪中的馬達磁體20，所述馬達磁體被以交替的徑向方式磁化，用于驅動葉輪2。
[0077]在圖1B中，示出了穿過這里提出的類型的血泵I的縱剖面的示意圖，其與通過圖1A描述的血泵不同之處在于，一中心圓筒形桿16從泵I的下游側27朝著葉輪3沿軸向延伸至中空體2中。在所述桿26中結合有其中一個距離傳感器18'以及作為被動磁性徑向軸承的一部分的其中一個永磁軸承16'，所述一個距離傳感器用于測量葉輪3和桿26之間的間隙寬度。此外，主動地使其穩定的軸向軸承的環形線圈17'現在沿軸向定位在出口 6之前并且圍繞中空體2延伸，而在圖1A所示的實施方式中，相應的環形線圈17'位于中空體2的后方(相對于軸向泵方向)，并且因此不圍繞中空體2延伸。圖1B中所示實施方式的所有其它特征與圖1A中所示實施方式的特征相同。
[0078]以下說明涉及圖1C至圖1G的實施方式。請注意的是，除非以其它方式清楚地公開，上述所有特征也適用于圖1C至圖1G。為了避免重復，不再詳細描述圖1A (例如)以及圖1C至圖1G的共有特征。除了單個致動器線圈以外，涉及到血泵的任何部件的所有【具體實施方式】也參見圖1C至圖1G。例如，如圖1C至圖1G所示，也可以構建由兩個單個泵制成的全人工心臟。
[0079]此外，本申請示出的所有實施方式都可以具有或不具有附加的流體動力軸承(特別是流體動力徑向軸承)。
[0080]圖1C至圖1G示出了優選地具有主動磁性軸承的血泵的實施方式，上述主動磁性軸承包括位于葉輪中的兩個永`磁組件15、15'，分別位于入口導向葉片14和背板13內部的兩個磁性組件16、16'，一個或兩個距離傳感器18、18'，并且僅一個致動器環形線圈17用于懸掛葉輪3。與圖1A和圖2的使用兩個致動器環形線圈17、17'的實施方式相比，使用僅一個致動器線圈17允許泵進一步小型化。由致動器線圈17施加的軸向推力可以如圖1D所示作用于近端磁體對15、16 (或分別地，在圖1F中的15'、16')，也可以如圖1C、圖1E、圖1G所示作用于使用鐵軛(如圖1C、圖1E、圖1G中所標示的)的兩個磁體對15、16和15'、16'以附加地將磁通量傳輸至遠端磁體對15'、16'。
[0081]如果不設置鐵軛，則通過僅具有單個與致動器線圈相互作用的永磁體對裝置來進行軸向穩定，并且葉輪的第二永磁體裝置完全是被動軸承(參見圖1D、圖1F)。在圖1D、圖1F的情況下，被動永磁體裝置構造成，使得永磁體相互吸引，這導致在葉輪的相反兩側形成拉回和對抗電子地、主動地穩定的磁體裝置的“彈簧力”。
[0082]對于圖1G，應注意，單個致動器環形線圈沿徑向圍繞血泵的馬達。通過設置該特征，可以使血泵“較短”(在葉輪的旋轉軸線的方向上較短)，而不致使血泵具有過大的直徑。
[0083]在圖2中，示出了穿過這里提出的類型的血泵I的縱剖面的示意圖，其不同于圖1A所描述的血泵之處僅在于，變化的流體動力軸承裝置。在圖2所示的實施例中，這被設計為連接至葉輪3的單個支撐環7，用于在支撐環7和中空體2的內壁之間形成單獨的環形間隙8，用于徑向支承葉輪3。[0084]此外，示出了中空體2的在排出通道11的高度處的半徑r，其中該半徑朝著出口增大，用于形成朝著出口加寬的螺旋形排出通道11。葉輪的葉片裝置的半徑表示為r'，這種情況下為r' <r。
[0085]對于所示的實施方式，r'等于8mm,并且r等于14mm。此外，葉輪是長形的,具有40mm的軸向范圍(長度)。葉片裝置在葉輪3的整個長度I上遍布，從而葉片裝置4的軸向范圍也為40mm。葉輪的最大總直徑給定為2r'等于16mm，其小于葉片裝置軸向范圍的50%。
[0086]葉輪3的葉片裝置4包括2個葉片4 (雙頭葉片裝置)，每個葉片均具有2mm的最大高度，該最大高度小于葉輪最大總半徑r'的30%。葉片4的最大寬度是1.5mm，其小于葉輪3的最大總周長(給定為2 r' =52.27mm)的5%。此外，葉片4各自圍繞葉輪3延伸約1.8圈(相對于旋轉軸線R)。
[0087]在葉輪3的上游側9，葉片裝置4的局部節距約為5臟，并且局部導程約為12mm。該局部節距和局部導程朝著葉輪3的下游側10分別單調增大至葉輪3的下游側10處的約12mm的節距值和約40mm的導程值。平均起來，節距約為IOmm,導程約為30mm。在葉輪3的上游側9，葉片的葉片角約為75°，并且朝著葉輪的端部10單調增大至約45°的值。平均起來，葉片角約為60°。
[0088]注意，為了量化圖中示出的血泵的葉輪、葉片裝置和其它部件的設計而如上給出的確切值僅用于說明目的，而絕非限制目的。血泵的所有部件可以被模擬和改造以實現期望的泵特性。泵設計的各種參數的優選范圍在說明書的通用部分中如上給出。
[0089]圖3示出了穿過根據圖1A或圖2的血泵I的中空體2的橫截面的示意圖。該橫截面穿過血泵I的中空體2的排出通道11垂直于旋轉軸線R而延伸。與中空體的半徑r'相比，中空體2的半徑r增大到葉輪3的上游側3的高度，以形成排出通道11。排出通道11在其朝著排出口 6的路線中以螺旋狀的方式加寬，并且這樣形成螺旋形殼體。排出口 6連續至外部而進入連接接頭21，該連接接頭進一步向外部加寬以降低血液的流速。
[0090]圖4示出了根據圖3的血泵I的局`部切除的中空體2的示意圖。再次，可以識別中空體2，其具有用于使血液沿由箭頭E表示的流入方向流入的入口 5，和延長至出口接頭21中用于使血液沿流出方向流出的切向出口 6，上述流出方向由箭頭A表示并且相對于流入方向E成直角延伸。
[0091]圓筒形軸向葉輪3布置在中空體中，其中圖4附加地通過實例示出了由螺旋形出口通道覆蓋葉輪的一部分。螺旋形出口通道11切向于葉輪3而延伸，并且延伸出至出口 6中并且這樣形成螺旋形室(螺旋形殼體)。
[0092]這里提出的類型的全心臟泵22的一個實施方式在圖5中示意性地示出。其包括這里提出的類型的兩個血泵1、1',其中空體2、2'沿軸向連接至公共的中空體中。該中空體在其兩端處包括用于使血液從肺循環或體循環流入的兩個入口 5、5'，從而右血泵I被設想作為RVAD，而左血泵I'作為LVAD。兩個血泵1、1'的兩個葉輪3、3'沿軸向以固定的方式彼此連接，而成為公共葉輪。血液可以通過公共葉輪3、3'的葉片裝置4、4'的適當設計以軸向方式朝著公共中空體2、2'的中部被驅動，在該中部處，形成有兩個螺旋形出口通道11、11'(螺旋形室)，其在每一情況下均延伸出至出口 6、6'中用于使血液切向地(成直角地)流出公共中空體2、2'之外。
[0093]葉輪的葉片裝置4、4'被設計用于在兩個出口 6、6'處產生兩個不同的血壓值。螺旋形葉片裝置的節距相應地適用于此目的。
[0094]左泵1'的特別限定了葉輪3'和葉片裝置4'的形狀的設計參數等于圖1至圖4所示的血泵的設計參數。然而，右血泵1具有相反的旋向性，并且此外具有更小的節距和導程值，以便以相同的旋轉頻率產生比左血泵1'更小的血壓值。對于左血泵1'而言，所有其它參數都是相同的。在該實例中，在葉輪3的上游側，葉片裝置的局部節距約為3mm，局部導程約為10mm。局部節距和局部導程朝著葉輪3的下游側分別單調增大至葉輪3的下游側處的約8mm的節距值和約25mm的導程值。平均起來，節距約為5mm,而導程約為17mm。在葉輪3的上游側，葉片的葉片角約為80°，并且朝著葉輪的端部10單調增大至約55°的值。平均起來，葉片角約為65°。
[0095]公共中空體2、2'和公共葉輪3、3'之間的連接間隙23存在于兩個出口通道11、11'之間。連接間隙23可以設計得盡可能窄，以便減小血液在第一血泵1和第二血泵1'的空腔3、3'之間的泄漏流。
[0096]此外，全人工心臟在兩個入口處在每一情況下均包括用于連接柔性連接管到的橄欖形件24、24'(連接件)。
[0097]這里提出的類型的全人工心臟2的一個實施方式在圖6中示意性地示出。該全人工心臟包括這里提出的類型的兩個血泵1、1'，其中空體2、2'(空腔)沿軸向彼此對齊并且經由軸承座25以固定的方式彼此連接。軸承座包含兩個血泵1、1'的用于支承兩個葉輪
3、3'的軸承裝置(例如，用于軸向軸承的永磁軸承磁體)的部件。這些部件并未機械地彼此連接，并因此可以彼此獨立地圍繞公共旋轉軸線R旋轉。可以設想兩個入口 5、5'用于使血液從肺循環或體循環流動，從而如在之前的實施例中那樣，右血泵1可以設想作為RVAD，而左血泵1'作為LVAD。通過適當選擇旋轉速度和/或通過兩個葉輪3、3'的葉片裝置4、4'的不同設計，沿軸承座25的方向軸向驅動血液。
[0098]左泵1'和右泵1的特別限定了葉輪3'、3和葉片裝置4'、4的形狀的設計參數等于圖1至圖4所示的血泵的設計參數。
[0099]此外，在每一情況下在兩個葉輪3、3'的下游側10、10'處設置螺旋形出口通道1U1r (螺旋形室)，并且這些出口通道在每一情況下均延伸出至出口 6、6'中，用于使血液切向地(成直角地)流出空腔2、2'之外。
[0100]如上所述以及如圖5和圖6所示，所示的全人工心臟22的葉輪3、3'的下游側彼此面對，從而血液朝著全人工心臟22的位于葉輪3和3'之間的中心泵送，即，血液朝著連接間隙23 (圖5)泵送或朝著位于兩個中空體2、2'(之間的軸承座25圖6)泵送。因此，全人工心臟22的兩個血泵1、1'的軸向推進的取向反平行并且指向彼此。
[0101]圖7A和圖7B示出了如上詳細描述的出口 /流出/排出通道區域的“蝸殼”狀構造，其中圖7B附加地在上圖中示出了葉輪以及在下圖中示出了切向流出裝置的橫截面，其中在排出通道的區域中的流體通道FCl被分為若干個局部流體通道，優選為兩個局部流體通道FCla ;FClb。位于排出通道的區域中的初始流體通道分成局部流體通道，并且局部流體通道在流出/出口的區域中再次接合。流出/出口優選地，但不是必需地具有圓形橫截面，并且可以包含附加的直徑的變型，用于流體控制目的。
[0102]圖7B的上圖和下圖示出了具有葉輪的裝置，該葉輪的葉片(優選地但不是必需被構造為螺旋)數量對應于分開的流體通道FCl和FC2的數量。葉輪的葉片/螺旋示出了 180度的角度偏差。相同的角度也應用于兩個分開的局部通道的流入鼻部。這提供了優異的運行平滑度，并且使血液破壞最小化。 通常，葉片/螺旋的角度偏差應為:(360度)/ (分開的局部通道的數量)。
【權利要求】
1.一種血泵(1)，該血泵包括中空體(2)以及至少部分主動地穩定的磁性軸承裝置(15,15'，16，16' , 17, 17'，18，18')，在所述中空體中設置有具有葉片裝置(4)的葉輪(3)，用于沿著所述葉輪(3)產生血液的軸向推進，其中所述葉輪能夠被設定為借助馬達定子(19)圍繞所述葉輪(3)的旋轉軸線(R)旋轉，并且其中所述中空體(2)包括:用于使血液沿著基本上平行于所述旋轉軸線(R)的流入方向(E)流入所述中空體(2)的入口(5);和用于使血液沿著流出方向(A)流出所述中空體(2)之外的出口(6)。
2.根據權利要求1所述的血泵，其特征在于，在所述葉輪的上游側或下游側設置有永磁裝置，并且所述泵具有用于使所述葉輪在軸向方向上主動地穩定的僅一個致動器環形線圈。
3.根據權利要求1所述的血泵，其特征在于，通過使用用于將磁通量傳送到所述永磁裝置的至少一個永磁裝置的鐵軛，所述僅一個致動器環形線圈作用于所述上游側永磁裝置和所述下游側永磁裝置二者。
4.根據權利要求2所述的血泵，其特征在于，所述僅一個致動器線圈僅作用于所述上游側永磁裝置和所述下游側永磁裝置中的第一者，并且另一個永磁裝置被構造成被動軸向軸承。
5.根據權利要求4所述的血泵，其中，所述被動的實際軸承裝置包括兩個相互吸引的磁體。
6.根據權利要求2至5中的至少一項所述的血泵，其中，所述葉輪的所述上游側永磁裝置和所述下游側永磁裝置中的僅一者或二者包括用于檢測所述葉輪從期望的軸向位置的可能偏尚的傳感器系統。
7.根據權利要求6所述的血泵，其中，至少一個所述傳感器系統與所述僅一個致動器環形線圈相互作用，用于校正所述葉輪從所述期望的軸向位置的可能偏離。
8.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵，其中，提供用于所述葉輪的流體動力軸承裝置并且/或者所述馬達定子定位在所述中空體的外部，并且所述出口(6)被布置成相對于所述葉輪(3)的所述旋轉軸線(R)偏移，用于在所述流入方向(E)和所述流出方向(A)之間產生流出角(α )，所述角不為零，并且所述葉片裝置(4)被設計為螺旋形。
9.根據權利要求8所述的血泵(1)，其特征在于，所述葉輪的所述流體動力軸承裝置(7)被設計為連接至所述葉輪的支撐環，用于在所述支撐環(7)和所述中空體的內壁之間形成環形間隙(8)，以徑向支承所述葉輪(3)。
10.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述中空體(2)的所述出口(6)布置在所述葉輪(3)的面向所述入口(5)的上游側(9)和所述葉輪(3)的遠離所述入口( 5 )的下游側(10 )之間。
11.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述中空體(2)的內徑(r)被擴大以形成排出通道(11)，該排出通道圍繞所述葉輪切向地延伸并且延伸出至所述出口(6)中，用于使血液以基本上切向于所述葉輪而行進的方式流出所述中空體(2)之外流走。
12.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵，其中，所述排出通道的中心相對于所述葉輪的所述旋轉軸線沿軸向方向從所述葉輪偏移。
13.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述排出通道(11)朝著所述出口(6)加寬。
14.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵，其中，所述排出通道相對于所述葉輪的所述旋轉軸線沿軸向加寬和/或相對于所述葉輪的所述旋轉軸線沿徑向加寬。
15.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，所述磁性軸承裝置具有主動地穩定的軸向軸承(15，15' , 17, 17'，18，18')。
16.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，所述葉輪的承載所述葉片裝置的外周面(12)被設計成基本圓筒形方式、錐形方式或截頭錐形方式。
17.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述葉片裝置(4)的節距沿著所述葉片裝置(4)的整個軸向范圍處于2mm至20mm之間的范圍內。
18.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，在所述葉輪的上游側(9)處，所述葉片裝置(4)的節距處于2mm至8mm之間的范圍內，在所述葉輪(3)的下游側(10)處,所述葉片裝置(4)的節距處于IOmm至20mm之間的范圍內。
19.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，所述葉片裝置(4)包括圍繞所述葉輪(3)纏繞至少一圈的至少一個螺旋形葉片(4)。
20.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述葉片裝置(4)的最大高度小于所述葉輪(4)的最大總半徑(r')的50%。
21.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述葉片裝置(4)的最大寬度小于所述葉輪(4)的最大總周長(2 Jir,)的10%。
22.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，所述葉片裝置(4)遍布在所述葉輪(3)的至少80%的軸向長度(I)上。
23.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(1)，其特征在于，所述葉輪(3)的最大總直徑(2r,)不大于所述葉輪(3)的所述葉片裝置(4)的總軸向范圍的60%。
24.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵(I)，其特征在于，設置有入口導向葉片(14)。
25.根據權利要求15所述的血泵(1)，其特征在于，所述磁性軸承裝置(16，18)部分地結合到所述入口導向葉片(14 )中。
26.根據前述權利要求中的任一項所述的血泵，其中，在所述排出通道的區域中的流體通道(FCl)被分成若干個局部流體通道，優選為兩個局部流體通道(FCla ;FClb)。
27.一種包括兩個根據前述權利要求中的至少一項所述的血泵(I)的全人工心臟(22)。
28.根據權利要求27所述的全人工心臟(22)，其特征在于，所述兩個血泵(I)的所述葉輪(3 )被布置在公共的旋轉軸線(R)上。
29.根據權利要求27或28所述的全人工心臟(22)，其特征在于，所述兩個血泵(I, )的軸向推進的取向反平行并且指向彼此。
【文檔編號】A61M1/10GK103635210SQ201180072015
【公開日】2014年3月12日 申請日期:2011年5月5日 優先權日:2011年5月5日
【發明者】H-E·彼得斯, J·穆勒, K·杰拉琛, P·努瑟爾, M·高勒內爾, A·阿恩特, L·霍布 申請人:柏林心臟有限公司