雙定子混合支承人工心臟泵的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發明設及人工屯、臟累，具體設及雙定子混合支承人工屯、臟累。
【背景技術】
[0002] 人工屯、臟經過幾十年的發展歷程，目前已發展到第=代，通過磁懸浮或者其他無 接觸支承為標志，替代機械軸承從而消除軸承處血流滯止區，達到消除血栓的目的。軸流式 屯、臟累一般結構是轉子位于定子的里面，轉子的周邊是葉輪。為了節省電功率，徑向大多采 用永磁軸承懸浮，軸向大多采用電磁懸浮，可W控制懸浮間隙，使得轉子始終處于全懸浮狀 態。由于轉子的周邊要有葉輪，使得徑向磁懸浮軸承的定子與轉子之間的實際懸浮間隙變 大，實際間隙等于葉輪的高度與氣隙之和。
[0003] 對于磁懸浮支承技術而言，懸浮力與間隙的平方成反比，間隙變大，功耗必然增 大，同時累體積也較大。而植入式人工屯、臟的發展方向是體積小、重量輕和功耗小，運就要 求磁軸承的設計上要有所突破，盡可能的簡化結構，縮小尺寸。
【發明內容】
[0004] 本發明的目的是為了提供一種能有效減小血累體積和功耗、增強可植入性和運轉 可靠性的、能結合動壓支承和永磁支承的新型雙定子混合支承人工屯、臟累。
[0005] 為了達成上述目的，本發明采用如下技術方案：
[0006] 雙定子混合支承人工屯、臟累，包括設于外定子內部的內定子，在內定子與外定子 之間設有具有葉輪的轉子，內定子設有徑向軸承磁環，轉子內設有與徑向軸承磁環相互產 生斥力的徑向磁環，轉子設有電機磁鐵，電機磁鐵與設于外定子的電磁驅動裝置作用帶動 轉子旋轉，內定子的兩端面各固設有用于導入或導出血液的導葉，內定子與外定子之間設 置轉子的結構，懸浮氣隙減小；當電磁驅動裝置驅動轉子旋轉時，由于葉輪作用，血液絕大 部分通過外定子與轉子之間的主流道由人工屯、臟累進口流向出口，由于壓力差的作用，有 一部分血液會從轉子與內定子之間的縫隙回流，在轉子兩端與前、后導葉之間有液膜軸承， 轉子由靜止開始旋轉時，轉子的葉輪與前導葉或者后導葉接觸，當轉子轉速升高時，轉子與 導葉之間血液產生的動壓力將轉子與前導葉或者后導葉脫離接觸，形成液膜，從而形成動 壓支承，動壓支承配合永磁支承實現人工屯、臟累的五自由度混合懸浮支承。
[0007] 進一步地，所述電磁驅動裝置為設于外定子外的電機線圈。
[000引進一步地，所述轉子的兩個端部各設有一個軸向液膜軸承。
[0009] 進一步地，所述內定子與所述轉子間隔設定的距離，轉子與外定子間隔設定的距 離。
[0010] 進一步地，所述徑向軸承磁環為圓環狀。
[0011] 進一步地，所述混合支撐人工屯、臟累的結構對稱設置。
[0012] 進一步地，所述內定子呈圓柱狀。
[0013] 進一步地，所述轉子與所述內定子之間的流道設有導流線，楊通了血液流道解決 了由于血液滯止產生血栓問題。
[0014] 本發明的工作原理是：當人工屯、臟累工作時，電機線圈與電機磁鐵作用，帶動葉輪 旋轉，由于液膜軸承作用，轉子高速運轉時血膜產生的動壓力能將轉子軸向懸浮起來，該懸 浮力與內定子和轉子之間的徑向斥力產生的側向力W及人工屯、臟累出口血液產生的反作 用力實現平衡，即支承負載力由不需外加能量的徑向軸承磁環與液膜軸承承擔，混合支承 可使得轉子始終處于全懸浮狀態，從而省略了外加能源，省掉了磁軸承控制導線及控制系 統。由于懸浮間隙的減小不僅降低了永磁體的發熱量，而且節省了能源，增加了血流的平穩 性。同時由于沒有接觸，所W沒有摩擦升溫導致血栓的問題。由于轉子與內定子之間的回流 血液的流道設計有導流線，楊通了血液流道解決了由于血液滯止產生血栓問題。該人工屯、 臟累能夠實現無機械接觸運轉沒有磨損，使用壽命幾乎可W無限延長。
[0015] 公式(1)表明了懸浮力與懸浮間隙的關系：
[0017]式中S為懸浮間隙。
[0018] 由公式（1)可知，S變小，懸浮力f增加。由于懸浮力的增大可W降低功耗和體積，運 對于內置式人工屯、臟累是最重要的指標之一。
[0019] 本發明的有益效果是：
[0020] 1)采用內、外雙定子固定，轉子在二者之間的結構形式，實現動壓支承和永磁支承 的混合全懸浮支承，增強了可植入性和運轉的可靠性。
[0021] 2)因為徑向軸承磁環間距離(懸浮氣隙）減小，可W使在采用相同體積的永磁體時 徑向懸浮力大，電機驅動力矩增大，從而可W減小功耗和減小永磁體體積。永磁體體積減 小，重量就會減小，增強了可植入性。
【附圖說明】
[0022] 圖1是本發明人工屯、臟累的結構示意圖；
[0023] 其中：1.前導葉2.前徑向軸承3.電機線圈4.電機磁鐵5.后軸向液膜軸承6. 后導葉7.后徑向軸承8.轉子9.內定子10.前軸向液膜軸承11.外定子。
【具體實施方式】
[0024] 下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完 整的描述。
[0025] 雙定子混合支承人工屯、臟累，包括外定子11，外定子11的中部設有內定子9，內定 子9的兩端均設有永磁徑向磁環，在內、外定子之間有轉子8,轉子8設有與內定子磁環一一 對應的徑向磁環，即圖1中的前徑向軸承2和后徑向軸承7,轉子8中有電機轉子磁鐵，在內定 子9的另兩端面各固設有用于導入或導出血液的導葉，即圖1中的前導葉1和后導葉6。
[0026] 所述電磁驅動裝置為外定子外電機線圈3,電機線圈3為環形，與所述葉輪的電機 轉子環形磁鐵4配合為驅動電機。當人工屯、臟累工作時，電機線圈3與電機磁鐵4作用，驅動 葉輪旋轉。
[0027] 轉子8的兩個端部各設有一個軸向液膜軸承，即圖I中的前軸向液膜軸承10和后軸 向液膜軸承5。
[0028] 轉子8的兩個端部各設有一個徑向軸承，即圖1中的前徑向軸承2和后徑向軸承7。
[0029] 當人工屯、臟累工作時，支承負載力由不需外加能量的徑向軸承與軸向液膜軸承承 擔，混合支承可使得葉輪始終處于全懸浮狀態，從而省略了外加能源，省掉了磁軸承控制導 線及系統。不僅降低了永磁體(永磁磁環）的發熱量，而且節省了能源，增加了血流的平穩 性。同時由于沒有接觸，所W沒有摩擦升溫導致血栓的問題。
[0030] 血液從人工屯、臟累的左側進入，由于轉子8內、外側均有流道，從轉子8與內定子9 之間的間隙導入血流，轉子8高速運轉時血膜產生的動壓力能將葉輪軸向懸浮起來，該懸浮 力與內定子9和轉子8之間的徑向斥力產生的側向力W及人工屯、臟累出口血液產生的反作 用力實現平衡，即支承負載力由不需外加能量的徑向軸承磁環與液膜軸承承擔，混合支承 可使得轉子8始終處于全懸浮狀態，從而省略了外加能源，省掉了磁軸承控制導線及控制系 統，運樣，人工屯、臟累能夠無機械接觸運轉沒有磨損，使用壽命幾乎可W無限延長。
[0031 ]中間的葉輪與內定子的間隙變小，由公式(1)可知：
[0033] 式中，S為懸浮氣隙。
[0034] S變小，懸浮力f大大增加，就可降低功耗，延長血累的工作壽命。
[0035] W上所述僅是本發明的優選實施方式，應當指出，對于本技術領域的普通技術人 員來說，在不脫離本發明原理的前提下，還可W做出若干改進和潤飾，運些改進和潤飾也應 視為本發明的保護范圍。
【主權項】
1. 雙定子混合支承人工心臟栗，其特征在于，包括設于外定子內部的內定子，在內定子 與外定子之間設有具有葉輪的轉子，內定子設有徑向軸承磁環，轉子內設有與徑向軸承磁 環相互產生斥力的徑向磁環，轉子設有電機磁鐵，電機磁鐵與設于外定子的電磁驅動裝置 作用帶動轉子旋轉，內定子的兩端面各固設有用于導入或導出血液的導葉，內定子與外定 子之間設置轉子的結構，懸浮氣隙減小。2. 如權利要求1所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述電磁驅動裝置為設于外 定子外的電機線圈。3. 如權利要求1或2所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述轉子的兩個端部各 設有一個軸向液膜軸承。4. 如權利要求3所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述內定子與所述轉子間隔 設定的距離，轉子與外定子間隔設定的距離。5. 如權利要求3所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述徑向軸承磁環為圓環 狀。6. 如權利要求1或2所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述混合支承人工心臟 栗的結構對稱設置。7. 如權利要求1或2所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述內定子呈圓柱狀。8. 如權利要求1或2所述的混合支承人工心臟栗，其特征在于，所述轉子與所述內定子 之間的流道設有導流線。
【專利摘要】本發明公開了雙定子混合支承人工心臟泵，包括設于外定子內部的內定子，在內定子與外定子之間設有具有葉輪的轉子，內定子設有徑向軸承磁環，轉子內設有與徑向軸承磁環相互產生斥力的徑向磁環，轉子設有電機磁鐵，電機磁鐵與設于外定子的電磁驅動裝置作用帶動轉子旋轉，內定子的兩端面各固設有用于導入或導出血液的導葉，本發明的有益效果是：采用雙定子，轉子在兩定子之間的結構形式，實現動壓支承和永磁支承的混合支承，減小了支承間隙，因為徑向軸承磁鐵間距離減小，可以使在采用相同體積的永磁體時徑向懸浮力大，電機驅動力矩大，從而可以減小功耗和減小永磁體體積，減輕了重量，增強了可植入性和運轉的可靠性，延長了人工心臟泵的使用壽命。
【IPC分類】A61M1/12
【公開號】CN105477706
【申請號】CN201610024755
【發明人】劉淑琴, 邊忠國, 王虎
【申請人】山東大學
【公開日】2016年4月13日
【申請日】2016年1月14日