專利名稱：一種具有流體動力懸浮葉輪的旋轉泵的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種適于但不專門用作人工心臟或心室輔助儀器的旋轉泵，尤其以優選的形式公開了一種無密封部分的、無軸的泵，這種泵的特征是開式或閉式葉輪片，葉輪片的邊緣用作液動推力軸承，并且由嵌入葉輪片的磁鐵之間提供電磁轉矩，在相對泵殼固定的線圈中產生旋轉電流模式。
背景技術：
本發明涉及連續流動或脈動流動式旋轉泵，尤其涉及適用于人工心臟或心室輔助儀器的電力驅動泵，但這種泵并不專門用作人工心臟或心室輔助儀器。對于病人體內的永久植入物來說，這種泵理論上應具有以下特性沒有血流的泄漏；零件暴露得最少或沒有磨損；血液在泵中駐留的時間最短以避免血栓形成(栓塞)；血液上的剪切應力最小以避免血細胞破損如血球溶解；使電池使用時間最長且使血液升溫最小的最高效率；絕對可靠性。
在包括一個密封即在穿過泵腔壁的軸上安裝有葉輪的傳統泵結構中，這些特征中的幾個特征很難滿足，如授予Rafferty等人的美國專利US3,957,389、授予Wampler的美國專利US4,625,712、授予Yamazaki的美國專利US5,275,580中提到的血泵所例舉的那樣。這種泵的兩個主要缺點首先是軸上所需的密封件尤其在磨損之后可能會泄漏，其次是提供軸轉矩的電機轉子除因磨損仍然保留用如滾珠軸承之類的軸承支撐。某些設計方案如授予Wampler的美國專利US4,625,712和授予Moise等人的美國專利US4,908,012通過把密封件和軸承結合為一個流體動力軸承而同時克服了這些問題，但是為了防止較長的血液駐留時間，它們必需引入通過一個經皮導管連續提供血液相容性軸承清洗流體的裝置。
在無密封部分的設計方案中，允許血液流過電機中的縫隙，這種電機通常是無刷直流型的，即，包括含永久磁鐵的轉子和其中使電流模式與轉子同步旋轉的定子。這些設計方案可以根據使轉子懸浮的裝置歸類接觸軸承、磁性軸承或流體動力軸承，不過這些設計方案使用兩個這樣的裝置。
如授予Bozeman等人的美國專利US5527159和授予Nos6等人的美國專利US5399074所例舉的接觸軸承或樞軸承具有因磨損而導致的潛在問題，引起非常高的血液局部升溫和剪切，這可以引起血漿蛋白的沉淀和變質，有栓塞和軸承咬死的危險。
如授予Nakazeki等人的美國專利US5,350,283、授予Bramm等人的美國專利US5,326,344和授予Moise等人的美國專利US4,779,614所例舉的磁性軸承提供不接觸懸浮，但需要根據Eamshaw定理，進行轉子位置測量和對用來穩定至少一個方向上位置的電流進行主動控制。位置測量和反饋控制產生相當大的復雜性，增大了發生故障的危險。控制電流用電意指總效率降低。另外，尺寸、質量、元件數量和成本都要增大。
授予Jarvik的美國專利US5,507,629稱已經找到了一種避開Eamshaw定理的結構，因而僅需要無源磁性軸承，但這并不可靠，并且無論如何都包括軸向接觸軸承。類似地，在授予Yamane的美國專利US5,443,503中采用了無源徑向磁性軸承和一樞軸點。
在本發明之前，采用流體動力懸浮的泵如授予Isaacson等人的美國專利US5,211,546和授予Golding等人的美國專利US5,324,177采用了軸頸軸承，其中由相對旋轉的兩個圓筒之間的流體運動提供徑向懸浮，一內圓筒位于一稍大直徑外圓筒之內，并且稍微偏軸設置。在美國專利US5,324,177中由一接觸軸承或美國專利US5,211,546中的液動軸承以磁性提供軸向懸浮。
一清洗液流需要流過軸頸軸承——高剪切區，以便去除散開的熱量和防止很長的流體駐留時間。令所有的流體流過小截面區域的軸承縫隙的效率很低，因為這要求在軸承兩端有一額外的壓降。通常由高壓泵出口通過軸承返回低壓泵入口來提供一路徑替代泄漏路徑，這意指流出物和抽吸效率的少量減小。美國專利US5,324,177提供用來增大清洗液流附加裝置總成，即，軸承一個表面中的螺旋槽，并且提供額外的一小套葉輪。
美國專利US5,211,546提供了具有各種滾柱軸承表面位置的10個實施例。這些實施例中的一個——第三實施例其特征是有單獨一個軸頸軸承和一個軸向接觸軸承。
本發明的實施例提供了一種成本較低和/或復雜性較小的用來懸浮無密封血泵轉子的裝置，由此克服或改善了上述現有儀器的問題。
發明概述根據本發明的一個方面，公開了一種旋轉血泵，該血泵具有由葉輪葉片邊緣上產生的推力通過流體動力懸浮的葉輪。使該葉片邊緣的形狀便于使前緣處邊緣與殼體之間的縫隙大于后緣處的縫隙，這樣如Reynold的潤滑油理論所述的那樣，使通過該縫隙抽取的流體經受產生遠離殼體推力的楔形約束。
在本發明的優選實施例中，泵是離心式泵或混流式泵，其葉輪在殼體的正面和背面上都是打開的。殼體的至少一面制成圓錐形，以便垂直于它的推力有一徑向分量，該徑向分量向葉輪軸的徑向位移提供一徑向復原力。類似地，朝向正面或背面的軸向位移增大了來自該面的推力，并且減小了來自另一面的推力。這樣，在殼體內葉輪相對于殼體沿徑向或軸向進行小位移之后，因葉輪上的慣性(在一定范圍內)、重力和葉輪上任何徑向或軸向流體動力合力而產生的葉輪上的合力可以與來自一推力軸承的復原力相對。
在該優選實施例中，葉輪驅動轉矩得自葉輪葉片內永久磁鐵與封裝在泵殼內的繞組中振蕩電流之間的磁相互作用。
在本發明的第二實施例中，其原理應用于軸流式泵。在泵殼的均勻柱面內，斜葉片邊緣形成徑向流體動力軸承。如果泵殼的兩端制成減小的半徑，那么端部液動力具有能夠提供軸向軸承的軸向分量。另一方面，磁力或其它裝置可以提供軸向軸承。
在本發明更寬的一種形式下，提供一種旋轉血泵，該血泵具有通過使用葉輪時運動過程中葉輪產生的推力受到流體動力懸浮的葉輪。
優選的是，所述推力由所述葉輪的葉片產生或由其中的變形物產生。
更優選的是，所述推力由所述葉輪的所述葉片的邊緣產生。
優選的是，所述葉片的所述邊緣是斜的。
在另一優選形式下，所述泵是軸流式泵。
優選的是，在泵殼的均勻柱面內，斜的葉片邊緣形成一徑向流體動力軸承。
優選的是，泵殼的兩端制成減小的半徑，其中端部液動力具有能夠提供軸向軸承的軸向分量。
優選的是或者另一方面，磁力或其它裝置可以提供軸向軸承。
在本發明更寬的一種形式下，提供一種旋轉血泵，該血泵具有一殼體，在該殼體內一葉輪繞一軸施轉從而在所述泵的殼體入口側與所述泵的殼體出口側之間產生壓差；所述葉輪由使用葉輪運動過程中葉輪所產生的推力通過流體動力進行懸浮。
附圖簡述現在將參照附圖描述本發明的實施例，在這些附圖中
圖1是本發明一優選實施例的縱剖面圖；圖2是一般沿圖1的線Z-Z所取的剖面圖；圖3A是一般沿圖2的線A-A所取的葉輪片剖面圖；圖3B是圖3A葉片泵殼接合部分的放大圖；圖3C是另一種葉輪片形狀；圖4A、B、C示出一葉輪片內磁性材料的各種可能位置；圖5是一般沿圖1的線S-S所取的一種可能繞組幾何形狀的左側視圖；圖6是作為一軸流泵的本發明另一實施例的概略剖面圖；圖7是根據本發明又一實施例的離心泵機組的分解透視圖；圖8是圖7機組葉輪的透視圖；圖9是圖7泵機組內圖8葉輪的剖開透視圖；圖10是圖8葉輪的側視圖；圖11是圖10葉輪邊緣部分側面的詳細視圖；圖12是圖7泵機組電子驅動電路的方框圖；圖13是圖7泵機組的頭部與流速曲線；圖14是圖7泵機組的泵效率與流速曲線；圖15是圖7泵機組的電功耗與流速曲線；圖16是根據一優選實施例示出一蝸殼結構的泵機組的平面視圖；圖17是示出另一蝸殼結構的泵機組的平面視圖；圖18是根據本發明另一實施例的葉輪平面圖；圖19是根據本發明再一實施例的葉輪平面圖；圖20是根據本發明又一實施例的葉輪透視圖。
優選實施例的詳述根據以下將要描述的各優選實施例的泵機組都特別用于植入哺乳動物體內，以便至少在未接替哺乳動物心臟功能的情況下輔助其工作，但是這些泵機組并不專用于此。實際上，這是通過將泵機組完全置于哺乳動物體內并且把該泵接在左心室于主動脈之間而完成的，這便于輔助左側心臟的功能。它也可以接至右心室和肺動脈以輔助心臟的右側工作。
在這種情況下，該泵機組包括一葉輪，該葉輪完全密封在泵體內，如此就不需要一軸穿過泵體來支撐它。使用時，通過至少一些流體動力的操作使葉輪懸浮在泵體內，這些流體動力是旋轉葉輪、泵內壁與葉輪引起的從泵機組入口進到其出口的流體之間的相互作用的結果所賦予的。
本發明的一個優選實施例是離心泵1，如圖1和2所示，它要植入人體內，在這種情況下，以下稱作流體的是血液。泵殼2可以由兩部分構成，殼體形式的前部3和殼蓋形式的后部4，二者之間例如在圖1中的5處平滑連接。泵1有一軸向入口6和一切向出口7。旋轉部分或葉輪100具有非常簡單的形式，它僅包括葉片8和葉片支件9，葉片支件9用以支撐相對固定的那些葉輪片。葉輪片可以是如圖2中所示彎曲樣的，或者是直的，在這種情況下，它們可以是徑向的，也可以是傾斜的，即與半徑成一角度。下文將把該旋轉部分100稱為葉輪100，但它也可以用作一軸承部件和用作一電機結構的轉子，以便以下進一步描述，借此用一電磁裝置把一轉矩施加給葉輪100。應指出的是，葉輪沒有軸，并且流體從其軸RR的區域進入葉輪。一些流體經過支件9的前面，一些流體經過其后面，從而與僅僅在前側為開式的傳統開式離心泵相比，可以將泵1視為雙側開式。當工作在2000rpm～4000rpm范圍內的速度時，適用于泵1作為一心室輔助儀器運行而建立的大致尺寸為外葉輪片直徑40mm，外泵殼平均直徑60mm，泵殼軸向長度40mm。
隨著葉片8在泵殼內運動，一些流體流過葉輪片邊緣101于泵殼正面10和泵殼背面11之間的縫隙，圖1和3中更夸大了這些縫隙。在所有開式離心泵中，將縫隙做得很小，因為這種泄漏流動降低了泵的液動效率。在本實施例公開的泵中，將縫隙做得比傳統縫隙稍小，以便可以利用泄漏流動以建立液動軸承。對于很充分的流體動力來說，必需也如圖3A和3B所示使葉輪片逐漸變細，以使縫隙104在葉片8的前緣102處比在后緣103處大。如Reynold的潤滑理論(例如見VanNostrand，1968年N.Crule和H.J.Davies所著的“Modem Fluid Dynamics，Vol.1Incompressible Flow”)中所述的那樣，流過該縫隙的流體105因而經受了一個楔形限制，產生一股推力。該推力與葉輪片邊緣處厚度的平方成正比，因而厚葉輪片較好，因為如果葉輪片所在的泵腔比是常數，那么凈推力將與葉輪片數成反比。可以如圖3C所示將葉輪片邊緣制成延伸為薄葉輪片的尾部，以便增大與各壁相鄰的葉輪片面積。
在一個具體形式中，尾部與葉輪片鄰接，以便形成一個完全的護罩，其中有楔形物或錐形物。護罩設計方案的一個實例以及關于葉輪片結構的其它變化將在本說明書中的以后部分進行描述。
為了制造簡單起見，泵殼正面10可以制成圓錐形，周角為450度以便提供軸向和徑向的流體動力。其它能夠實現該泵功能性需求的角也可以，這些需求包括對軸向和徑向流體動力的需求。
也可以設置其它彎曲的表面，軸向和徑向流體動力可以由于葉輪片相對于泵殼表面的旋轉而產生。
泵殼背面11可以包括大致為圓錐形的延伸部分12，延伸部分12指入泵腔106，以消除背面殼體軸上滯流點的影響或使其最小。
另一方面，延伸部分12可以象一個葉輪入口以使流動混合。
在該優選實施例中，為制造簡單和流動軸方向RR上保持一致起見，在軸承表面上即葉輪片邊緣之下將泵殼背面11制成平直的。對于這種情況，允許泵殼2的前部3與后部4的軸之間關于對準有一松弛公差。另一種方案是使背面11在軸承表面處成圓錐形，沿與正面10相反的方向逐漸變細，以便來自背面的流體動力也具有徑向分量。那么會需要關于軸對準的緊密公差，某些流動不得不在其軸向方向上遭受逆向。這將再次需要一個大致為圓錐形的延伸部分(象12)。在制造泵殼表面和葉輪片邊緣成非直線即具有變化的切線角方面有某種優點，不過這會增大制造的復雜性。
對于逐漸變細的形狀有幾種選擇，但在本優選實施例中，所去除的材料量沿葉輪片成線性或近似線性變化。對于背面來說，得到的葉輪片邊緣是平面，這些平面稍微傾斜于背面。對于正面來說，使最初的葉輪片邊緣彎曲，其逐漸變細的部分僅僅去除了較少量的材料，所以它們仍表現為彎曲的。其它的逐漸變細形狀可以包括在葉輪片邊緣中有一臺階，不過該臺階的拐角會表現出一滯止線造成血栓形成的危險。
對于一給定的最小縫隙來說，在葉輪片后緣處，如果前緣處的縫隙是后緣處縫隙的幾乎兩倍，那么流體動力最大。這樣，一旦葉輪片向該邊緣移動，就應當把等于前緣縫隙減去后緣縫隙值的遞減部分選擇成與一標稱最小縫隙相匹配。已發現能給出適當推力的尺寸為對于0.05mm左右的標稱最小縫隙來說，有0.05mm左右的遞減部分，4個葉輪片的平均圓周葉輪片邊緣厚度為5mm左右。對于正面來說，在垂直于軸的平面內測量遞減部分。那么，任何位置處正面與背面之間的泵殼軸向長度在其與泵殼共軸時應制成比葉輪片軸向長度大約0.2mm，以使最小縫隙在葉輪100位于泵殼2中央時都在軸向上為0.1mm。那么，例如，如果葉輪在軸向上偏移0.05mm，則最小縫隙在一個面上為0.05mm，而在另一個面上為0.15mm。推力隨縫隙的減小而增大，并且會在從0.05mm縫隙出來時比從0.15mm縫隙出來時大得多，對于以上尺寸來說，大約有14倍之大。這樣，在遠離更小縫隙的地方有一個凈復原力。
類似地，對于葉輪的徑向偏移來說，來自圓錐形泵殼正面上更小縫隙的推力徑向分量會提供必需的復原徑向力。該力的軸向分量及其在葉輪上的轉矩會受到來自泵殼背面的軸向力和轉矩的平衡，這樣，葉輪也必需沿軸向偏移并且使其軸傾斜不再與泵殼軸相平行。因而，隨著人的移動和泵受到外力加速，葉輪將連續移動其位置和對準位置，以葉輪100上的合力與轉矩匹配慣量的需求的方式改變縫隙。但是，這些縫隙如此小，以致于液動效率的變化很小，葉輪片的抽吸動作近似與葉輪位于中央位置時的動作。
盡管更小的縫隙暗指有更大的液動效率和更大的軸承推力，不過更小的縫隙也需要更緊密的制造公差，增大了葉輪上的摩擦阻力，并且使流體有更大的剪切應力。再考慮到這些方面，對于0.05mm以上的遞減部分和縫隙來說，需要±0.015mm左右的公差，這會造成某些成本的損失，但是可以實現。緊密公差很困難，尤其是如果泵殼由塑料制成，那么就出現溫度引起的尺寸變化并且塑料可能吸收流體。以上縫隙的摩擦阻力產生比普通電機轉矩更小的轉矩。最后，為了估算剪切應力，設轉速為3000rpm，典型半徑為15mm，此時的葉輪片速度為4.7ms-1，0.075mm的平均縫隙的平均剪切速度為6.2×104s-1。對于動態粘度3.5×10-3kgm-1s-1的血液來說，平均剪切應力為220Nm-2。業已發現，具有閉式葉輪片的其它典型離心血泵稍大的縫隙如0.15mm對于血球溶解來說是可以接受的。本發明開式葉輪片的主要優點是，不通過葉輪片邊緣縫隙的流體成分將在該縫隙中駐留極短的時間，2×10-3s左右，這種流體成分將很可能掃過該泵而不經過另一個葉輪片邊緣。
為了使流體動力軸承所需的凈力最小，應當使來自總流體流的葉輪上軸向和徑向凈流體動力最小，這里“總”意為不同于來自軸承推力表面。
使總徑向流體動力最小的一種方法是，采用直的徑向葉片，以便作用于葉片側面上的壓力實際沒有徑向分量。葉輪上的徑向力很大程度上取決于蝸殼13輸出流量收集器的形狀。應當將該形狀設計成使泵速理想范圍內徑向葉輪力最小，而不會過分降低泵效率。最佳的形狀要在“分水角”與出口之間有一大約為螺旋形的周邊。也可以通過在蝸殼13中引入內分來減小徑向力，從而產生第二輸出流量收集器通道，其舌片與第一通道的舌片近乎完全相反。
在具有一同心蝸殼13的圖2中示出了葉輪100相對殼體2的指示平面圖。
圖17示出另一蝸殼結構，該結構包括蝸殼隔板107所建立的一個分離蝸殼，蝸殼隔板107使得殼體2第一半球中的蝸殼108在整個第二半球上分離為第一半蝸殼109和第二半蝸殼110。這些半球的界限分別限定在殼體2穿過或接近出口7退出點111的直徑的每一側。
在其它形式下，可以采用同心蝸殼，尤其是特定速度較低的情況下。
在另一種特定形式下，無葉片式擴散器還可以減小徑向力。
關于總軸向流體動力軸向力，如果將葉片截面制成沿相關軸遠離圓錐前緣的軸向方向上是均勻的，那么作用于葉片表面(除軸承邊緣之外)上的壓力將沒有軸向分量。這還簡化了葉片的制造。然后，必須將葉片支件9的形狀制成使葉輪上的軸向推力最小并且使對各速度范圍內流量的干擾最小，同時保持充分的強度以防止葉片相對運動。影響軸向力的關鍵設計參數是該支件的錐角。圖1中將該支件畫成具有與葉片相同的內徑，這有助于制造。但是，可以將該支件制成具有比葉片大或小的內徑。在使用非軸對稱“支件”時這可能是有利的，非對稱“支件”例如是一葉片尾部表面上的半徑大于下一葉片開始表面上的半徑。如果將這些葉片制成具有不均勻截面以提高液動效率，那么作用在它們上面的任何總流體動力軸向力都可以通過以下方式來平衡，即，對該支件進行整形以產生作用在其上的總流體動力軸向反力。
必需用計算流體動力學小心設計整個泵，以確定葉片8、蝸殼13、支件9和殼體2的最佳形狀，以便使液動效率最大，同時保持總流體動力、剪切應力和駐留時間較低。應當使葉片與支件之間的所有邊緣和接點都很平滑。
在本發明優選實施例的葉輪100上提供驅動轉矩的手段是，把永久磁鐵14封裝在葉輪100的葉片8中，并且用一來自繞組15和16中振蕩電流的旋轉磁場驅動它們，它們相對殼體2固定。應當用高頑磁磁鐵如燒結稀土磁鐵來使電機效率最高。這些磁鐵應當軸向排列或近似軸向排列，相鄰葉片的極性相反。這樣，必須有偶數個葉片。由于優選用少量葉片數用于軸承力，而且由于兩個葉片不會具有足夠的支撐剛度以繞穿過葉片且垂直于泵殼的軸旋轉(除非將葉片做的非常彎曲)，所以推薦采用四個葉片。更多數量的葉片如6或8個也可以工作。
將磁鐵14置于葉片8內的一些可能的選擇方案示于圖4中。示于圖4A中的最優選選擇方案用于要用與適合生物外殼分開的磁材料制成的葉片，或者有涂層以防止流體腐蝕磁鐵并且防止(可能有毒的)磁材料進入血流中。涂層還應當特別在葉片拐角處充分耐用，用以經受啟動過程中或者軸承不經意降落過程中的摩擦。
在一個具體形式下，泵殼2的內壁還涂有一種適合生物且耐磨的材料如金剛石涂層或氮化鈦，以使接觸表面兩側上的磨損最小。
可接受的涂層厚度約為1微米。
適當的葉輪制造方法是，壓模整個葉輪、葉片和支件，使其作為單獨一個軸向排列的磁鐵。如果采用近似軸向均勻的葉片(具有如圖3C所示懸垂物的葉片除外)，那么壓模極為簡化。在壓模期間，壓碎的稀土顆粒必須排列于一軸向磁場中。具有平行排列方向的壓模法對于稀土磁鐵來說更便宜，不過它生產出剩磁稍少的磁鐵。壓模中的公差很差，必需磨光錐形葉片邊緣。然后，例如可以通過物理氣相淀積如氮化鈦涂敷磁葉輪，或者通過化學氣相淀積薄的金剛石涂層或聚四氟乙烯涂層涂敷磁葉輪。
在另一形式下，可以將磁材料罐裝于鈦或聚合物殼體內，然后再將鈦或聚合物殼體涂敷一層適合生物且耐磨的材料，如金剛石涂層或氮化鈦。
最后，為了建立交替變化的葉片極性，必須將葉片置于一個特定脈動磁化固定物中，有一單獨的線圈圍繞每一個葉片。支件可以在葉片附近受到一些磁化作用，其影響忽略不計。
其它的磁鐵位置示于圖4B和4C中，這些圖中，四邊形或圓形截面的磁鐵14插入各葉片中。然后，需要密封插口上葉片邊緣并且使其平滑，以使錐形復原。
泵中所有的邊緣都應當成圓角，并且各個表面應當平滑以避免對血液成形的成分造成可能的破壞。
優選實施例的繞組15和16是無槽繞組或者氣隙繞組，在葉片彎曲部分之后，與葉輪一樣具有相同的極數，即該優選實施例中有四個磁極。前繞組的圓錐形鐵磁磁軛17和后繞組的環形鐵磁磁軛18可以置于這些繞組的外部，以增大磁通密度，由此提高電機效率。應當為最大的電機效率設計繞組厚度，它們的軸向厚度總和稍小于磁鐵軸向長度，但是可以與其相匹敵。這些磁軛可以由固態鐵磁材料如鐵制成。為了降低“鐵”耗，可以例如通過成螺旋式繞制細條來層疊磁軛17，或者磁軛17可以由鐵/粉環氧化合物制成。另一方面，可以成螺旋式繞制它們以降低鐵耗。應當如此放置磁軛，即，當其被放置在殼體中央時，葉輪上的凈軸向磁力為零。該磁力是不穩定的，它隨葉輪遠離中央位置的軸向位移線性增大，其梯度稱為磁力的正穩定性。該不穩定的磁力必須由流體動力軸承計數，這樣，應當將剛度做得盡可能小。選擇磁軛厚度以使磁通密度處于飽和水平，這種選擇減小了剛度并且使質量最小。另一種方案沒有鐵磁磁軛，完全消除了不穩定的磁力，但是這些方案的效率會更低，并且近泵地帶中的磁通密度可能違反了安全標準，并且引起某些組織升溫。總之，對于有磁軛存在的無槽繞組來說，剛度很小也可以接受。另一種方案是，把繞組插入層疊鐵定子中的槽中，這會提高電機效率，能夠使用磁性較小的材料，可能會使葉輪片較輕。但是，對于這種有槽電機來說，不穩定的磁力會很大。而且，為產生所需的軸承力對厚大葉片的需要允許有較大磁鐵的空間，如此就可以在優選實施例中選擇無槽繞組。
圖5示出正面繞組15的一個適當的布局。從電機的后端看，背面繞組16類似，不過其軸上的孔更小。每個繞組有三相，A、B和C，每相有兩個串聯或并聯連接的線圈。每個線圈包括許多匝絕緣導線如銅線，將匝數選為與所需電壓相稱。導線可能需要絞合成束，以減小渦流損耗。繞組的結構可以通過把線圈繞在一臨時圓錐形線圈架上伸出的栓上得到簡化，圖5中，把這些栓示為每六個栓成兩個環的點。依這些線圈置放的位置按字母順序標記它們，線圈a和d對應于相位A，線圈b和e對應于相位B，線圈c和f對應于相位C。代替或連同這些栓，線圈位置可以由細而彎曲的翼片限定，這些翼片沿線圈之間的邊界接在圖5中的栓之間。
該優選實施例的繞組連接用于一相一線制的三線接法，用來把一無傳感器電子控制器接至繞組15，把三線接成經過繞組15與16之間，并且用于繞組16內各線的中性點端。圖5中位于控制器與中性點之間的中線是可任選的。可以采用標準的無傳感器控制器，其中三相電橋中六個半導體開關以外的兩個開關在任一時間都接通，其通斷與通過未激勵相中反電勢的葉輪位置同步。另一方面，由于磁鐵所占據葉輪截面的部分較小，所以可以稍微更有效地每次只激勵三相中的一相，并且通過第四線把電流從繞組16中性點返回給腔制器。提供中線還可以使得電機和控制器中能有剩余，以便如果電機或控制器中三相中任意一相出故障，則其它兩相仍可提供足以驅動該泵的旋轉磁場。必須特別注意的是，確保所有導線和連接的總體是安全無故障的。
在該優選實施例中，兩個殼體部件3和4是通過注射模塑由非導電塑料材料制成的，這些塑料材料例如是Lexan聚碳酸酯塑料或陶瓷。在進行模塑的過程中把繞組和磁軛封裝在殼體內。這樣，使繞組與磁鐵之間的分隔最小，提高了電機效率，并且殼體厚，增大了它的機械剛度。另一方面，可以將繞組放置在殼體外部，為達到充分的剛度，厚度至少在2mm左右。
如果殼體材料塑料是吸濕的，或者如果繞組在殼體外部，那么可能必需首先把繞組和磁軛封裝在一個極薄的不透水外殼內。理想的情況是，該外殼應當是非導電材料(如陶瓷或塑料)，不過0.1mm-0.2mm左右厚度的鈦能實現足夠低的渦流損耗。封裝在這樣一個外殼內需要用來放置繞組移動。
通過使繞組正面和背面分開，繞組可以模制到正面殼體部分和背面殼體部分中。另一方面，對于繞組不模制到殼體中的情況，可能可以把線圈繞在裝配好的殼體上，將線圈越過蝸殼13從正面繞到背面。這可輕微減少“末端繞組”長度和因此增加電機效率。
在該優選實施例中，把電機和軸承部件結合起來置入葉輪中實現了幾個關鍵性的優點。轉子因此而具有非常簡單的形狀，僅有的費用是軸承是緊密制造公差。轉子質量很小，使得克服重量的軸承力最小。而且，對于轉子同一區域中的軸承和電機來說，軸承力比它們必須提供一轉矩以支撐轉子末端的磁鐵時的軸承力要小。
把各功能結合在葉輪中的缺點是，其設計方案有一耦合問題。優選應當在理論上將流體動力學、磁學和軸承推力計算聯系起來。實際上，首先可以將葉片厚度尺寸大致定為能夠實現安全限度下足夠的電機效率和充分的軸承力。幸運的是，兩個要求都滿足四個葉片大致平均圓周厚度為5mm。然后，可以用計算流體動力學來設計殼體、葉片和支件形狀，同時保持以上的最小平均葉片厚度。最后，可以針對最大電機效率優化電機定子，即，繞組和磁軛。
圖6示出作為一個軸流泵的本發明另一個實施例。該泵殼由兩部分制成，即正面部分19和背面部分20，它們例如在21處接合。此泵有一軸向入口22和軸向出口23。葉輪僅包括安裝在一支柱25上的葉片24，支柱25每一端的半徑減小。該實施例的一個重要特征是，葉片邊緣逐漸變細，從而產生懸浮葉輪的液動力。這些力可以用來從殼體的直面部分26單獨徑向懸浮，某些其它手段用來軸向懸浮，例如穩定的軸向磁力或者傳統斜面型液動力軸承。圖6提出了一個設計方案，該方案采用了錐形葉片邊緣，從而也提供一個軸向流體動力軸承。在殼體端部制成減小的半徑，形成正面27和背面28，由此軸向推力可以軸向懸浮電機。磁鐵嵌在各葉片中，各葉片具有交替不同的極性，建議用四個葉片。支柱25外半徑中的鐵可以用來增大磁通密度。另一方面，磁鐵可以裝在支柱中，而鐵可以用于葉片中。建議采用無槽螺旋繞組29，向外彎曲的端繞組30在其一端以便能插入葉輪，向內彎曲的繞組31在其另一端以便能將該繞組插入圓柱形磁軛32中。該繞組可封裝在殼體背面部分20。
第三實施例參見圖7至15，它們示出泵機組200的另一個優選實施例。
首先具體參見圖7，該泵機組200包括一殼體201，殼體201適于用螺栓連接到外殼蓋202上，并且便于在其中限定一個離心泵腔203。
腔203內裝有一葉輪204，葉輪204適于將磁鐵205納入腔206中，這些腔206限定于葉片207中。至于第一實施例，葉片207由一支件208支撐。
在腔203外部形成部分泵機組200的地方，有一泵體繞組209，該繞組209對稱安裝在入口210周圍并且裝在殼體201與泵體磁軛211之間。
安裝在泵腔203外部并且形成部分泵機組200的另外部分是外殼繞組212，外殼繞組212位于繞組腔213內，繞組腔213又位于外殼蓋202內并由外殼磁軛214關閉。
繞組212和209由圖12中的電子控制器供電。至于第一實施例，將這些繞組布置成接收三相供電，以便于在腔203內建立一旋轉磁場，該磁場將一轉矩作用于葉輪204內的磁鐵205上，從而推動葉輪204基本上繞腔203的中心軸TT旋轉，并且與符合入口210的縱軸。使葉輪204旋轉以便推動蝸殼215周圍的流體(這種情況下是血液)并使其通過出口216。
該機組以螺釘217所表示的方式被螺釘連接在一起。磁軛211、214由緊固件218固定在適當位置。另一方面，可以提供壓配合，保持足夠的密封完整性。
圖8示出本實施例的葉輪204，它清楚地示出從其上伸出葉片207的支件208。清楚可見的是，使用時，軸向腔219設置成與入口210的縱軸對齊，通過該軸向腔219接收血液用以由葉片207推動。
圖9的剖面圖示出軸向腔219和磁鐵腔206，磁鐵腔206位于每個葉片207內。圖中還示出優選的錐形結構220，該錐形結構220從外殼蓋202中伸出，與入口210的軸和葉輪204的的軸向腔219對齊。
圖10是葉輪204的側視圖，它限定中心軸FF、頂部斜緣DD和底部斜緣BB的取向，這些斜緣以側視圖示于圖11中。
圖11A是如圖10定義的穿過平面DD所取的葉輪204葉片207的斷面，該圖示出如下從前緣223至后緣224的頂部邊緣221中央部分227包括長半軸半徑為113mm而短半軸半徑為80mm的橢圓，它的任意一側對著沒有半徑區域，然后如圖11A所示，該橢圓兩側接前錐面225和后錐面226。
如圖所示確定前緣223的半徑。
圖11B以斷面形式示出沿圖10的平面BB所截葉片207的底部邊緣222。
該底部邊緣222包括用來將磁鐵205密封在腔206中的帽228。
這種情況下，基本上整個邊緣都包括一直斜邊，其在前緣229處的半徑為0.05mm，在后緣230處的半徑為0.25mm。
葉片207兩端部半徑以外的寬度為5.4mm。
圖12包括電腔制器的方框圖，該電控制器適于驅動泵機組200，該圖還包括三相換向控制器232，該換向控制器232適于驅動泵機組的繞組209、212。換向控制器232參照設定點速度輸入值233確定用來驅動繞組的有關相位和頻率值，輸入值233得自生理控制器234，生理控制器234又接收控制輸入值235、患者血流和靜脈氧飽和量237，控制輸入值235包括電機電流輸入值和電機速度(它們得自換向控制器232)。
圖13是泵機組200壓強與流速的曲線，其中對于1500RPM～2500RPM范圍內的葉輪轉速來說，抽取的流體是18％的甘油。申請人相信，18％的甘油液體對于某些情況下的血液來說是一種良好的同功異質體。
圖14用曲線表示出在如圖13所示相同速度范圍內相同流體的泵效率與流速的關系。
圖15是如圖13所示相同速度范圍內相同流體的電功耗與流速的關系曲線。
其它實施例貫穿至此所述的第一、第二和第三實施例的共同主題是一斜面或其它變形表面的葉輪內所包含的內容，使用時，該斜面或變形表面相對于相鄰殼體壁移動，由此產生關于斜面或變形面運動直線的約束，從而產生作用于葉輪上的推力，該推力包括基本上垂直于該表面運動直線并且垂直于相鄰泵內壁的分量，對于位于其間的流體來說，確定了該約束。
為了提供徑向和軸向方向上的控制，至少一組表面必須與葉輪的縱軸成一夾角(優選約為45°夾角)，由此產生或分解相對的多個徑向力和一軸向力，該軸向力可以受到位于葉輪別處的至少一個其它斜表面或變形表面所產生的相應軸向力的平衡。
在至此所述的形式下，葉片8、207的頂部表面與葉輪100、204的縱軸成大約450夾角，這些頂部表面還設置成關于一類似成角的錐形泵殼的內壁旋轉。使這些頂部表面變形，以便在葉片頂部表面與錐形泵殼之間的縫隙中建立必需的約束，從而產生一推力，該推力分解成軸向和徑向分量。
在至此所述的實例中，葉片8、207的底部表面包括基本上位于與葉輪旋轉軸成直角的平面內的表面，這些表面的變形限定了相對于泵殼內部下面的一個縫隙，在該內部下面上基本上僅產生一個軸向推力。
根據這些原理，其它也提供必需的平衡徑向力和軸向力的方案也是可以的。這些方案可以包括一種對頂錐結構，其中葉片的錐形頂部表面反射為一相應的錐形底部表面。該方案的唯一關心的是泵增大的深度，這對于使尺寸最小是一重要標準的體內應用方案來說可能是一個問題。
參見圖18，圖中示出本發明的另一個實施例，它包括形成“溝槽”泵部分的葉輪300平面圖。在該實施例中，葉片301較第三實施例的葉片207更寬，其程度的它們幾乎為扇形，由此相鄰葉片301之間的流動縫隙取溝槽302的形式，所有都與軸向腔303連通。
圖19中示出該方案的另一個修改實施例，其中葉輪304包括扇形葉片305，扇形葉片305具有前部和后部306、307，它們分別限定具有凹槽形出口部分309的溝槽308。
如第一實施例和第二實施例一樣，徑向和軸向流體動力由葉片301、305(圖18和19中未示)頂面和底面的適當仿形產生。
根據本發明的泵機組另一個實施例包括如圖20中所示的葉輪310，圖20中，概念上，以前實施例葉片的上表面和下表面通過頂部護罩311和底部護罩312互連。在該實施例中，葉片313可以減小到一個非常小的寬度，正如前面實施例中它們的表面所賦予的流體動力學性狀由護罩311、312的仿形實現那樣，在這種情況下，護罩311、312包括一連串邊緣光滑的楔形物，一個楔形物的前表面直接與下一個前楔形物314的后緣互連。
至于以前的實施例，頂部護罩311整個為圓錐形，由此施加徑向和軸向推力，而底部護罩312基本上是平坦的，由此基本上僅僅施加軸向推力。
上面描述了本發明的原理，對本領域的普通技術人員來說很明顯的是，在不脫離本發明范圍的情況下，可以對其作修改。
工業實用性泵機組1、200可用來連續抽取流體如血液。就其預期的可靠性來說，它尤其可用作體內心臟輔助泵。
該泵機組還有利于用于抽取這樣一種情況下的其它流體，即，必須避免因高剪切應力而產生對流體的破壞的情況，或者必須以一非常高的可靠度來防止流體泄漏的情況，例如流體是一種危險流體的情況。
權利要求
1.一種旋轉血泵，具有一葉輪，在該葉輪繞葉輪軸旋轉時，在使用該葉輪的運動過程中由該葉輪所產生的推力通過流體動力將該葉輪懸浮在一泵殼內。
2.權利要求1的血泵，其中所述推力由所述葉輪的葉片產生。
3.權利要求2的血泵，其中所述推力由所述葉輪的所述葉片的邊緣產生。
4.權利要求3的血泵，其中所述葉片的所述邊緣是斜的或非平面的，從而在這些邊緣與泵殼之間相對運動過程中于其間產生一推力。
5.權利要求2-4之一的血泵，其中使所述葉片的所述邊緣的形狀便于葉片前緣處的縫隙大于后緣處的縫隙，由此使通過該縫隙抽取的流體經受產生一推力的楔形約束。
6.前述權利要求之一的血泵，其中該泵是離心式泵或混流式泵，所述葉輪的葉片在泵殼的正面和背面都是打開的。
7.權利要求6的血泵，其中泵殼的正面做成錐形，以便垂直于錐形表面的推力有一徑向分量，在使用過程中，該徑向分量為葉輪軸的徑向位移提供一徑向復原力。
8.前述權利要求之一的血泵，其中所述葉輪的驅動轉矩得自葉輪葉片內永久磁鐵與封裝在泵殼內的繞組中振蕩電流之間的磁相互作用。
9.前述權利要求之一的旋轉血泵，其中所述泵是軸流式泵。
10.權利要求9的旋轉血泵，其中在泵殼的均勻柱面內，所述葉輪包括形成徑向流體動力軸承的斜葉片邊緣。
11.權利要求9或10的旋轉血泵，其中泵殼的內部制成其兩端半徑減小，并且其中端部液動力具有能夠提供軸向軸承的軸向分量。
12.權利要求9或10的旋轉血泵，其中磁力提供軸向軸承。
13.一種旋轉血泵，具有一殼體，在該殼體內一葉輪繞葉輪軸旋轉從而在所述泵的泵殼入口側與所述泵的泵殼出口側之間產生壓差；所述葉輪由使用葉輪運動過程中葉輪所產生的推力通過流體動力進行懸浮。
14.前述權利要求之一的泵，其中所述葉輪內包括磁性材料，該磁性材料封裝在一生物外殼內或者涂層內。
15.權利要求14的泵，其中所述生物外殼或涂層包括可以在低溫下施加的材料，例如金剛石涂層。
16.權利要求13或14的泵，其中在使用過程中可以與所述葉片接觸的所述泵的內壁涂有一層硬質材料，例如氮化鈦或金剛石涂層。
17.一種無密封部分、無軸的泵，包括其中限定一腔的殼體，并且在通向所述腔之處有一液體入口，在離開所述腔之處有一液體出口；所述泵還包括位于所述腔內的葉輪；所述葉輪、所述入口、所述出口與所述腔內壁之間的結構使得所述葉輪能夠相對于所述殼體繞一葉輪軸向上旋轉，液體被推動著從所述入口通過所述腔流至所述出口；其中所述葉輪相對于所述殼體產生推力，從而通過流體動力將所述葉輪懸浮在所述殼體內。
18.權利要求17的泵，其中所述推力由所述葉輪的葉片產生。
19.權利要求18的泵，其中所述推力由所述葉輪的所述葉片的邊緣產生。
20.權利要求19的泵，其中所述葉片的所述邊緣是斜的或非平面的。
21.權利要求18或19的泵，其中使所述葉片的所述邊緣的形狀便于每一個所述葉片的前緣處的縫隙大于其后緣處的縫隙，由此使通過該縫隙抽取的流體經受相對于所述殼體產生一推力的楔形約束。
22.權利要求18-21之一的泵，其中該泵是離心式泵或混流式泵，所述葉輪的所述葉片在泵殼的正面和背面都是打開的。
23.權利要求22的泵，其中泵殼的正面做成錐形，以便在任意一點垂直于其錐形表面的推力有一徑向分量，該徑向分量為葉輪軸的徑向位移提供一徑向復原力。
24.權利要求18-23之一的泵，其中所述葉輪的驅動轉矩得自葉輪葉片內永久磁鐵與封裝在泵殼內的繞組中振蕩電流之間的磁相互作用。
25.權利要求18-24之一的泵，其中所述泵是軸流式泵。
26.權利要求25的泵，其中在泵殼的均勻柱面內，斜葉片邊緣形成徑向流體動力軸承。
27.權利要求25或26的泵，其中泵殼的相對端制成減小的半徑，并且其中端部液動力具有能夠提供軸向軸承的軸向分量。
28.權利要求25或26的泵，其中磁力或其它裝置能夠提供軸向軸承。
29.一種泵，具有一殼體，在該殼體內一葉輪繞一軸旋轉從而在所述泵的殼體入口側與所述泵的殼體出口側之間產生壓差；所述葉輪由使用葉輪運動過程中葉輪所產生的推力沿徑向或軸向方向的至少一個方向通過流體動力進行懸浮。
30.前述權利要求之一的泵，其中所述葉輪內包括磁性材料，該磁性材料封裝在一生物外殼內或者涂層內。
31.權利要求30的泵，其中所述生物外殼或涂層包括一金剛石涂層。
32.權利要求30或31的泵，其中在使用過程中可以與所述葉輪接觸的所述泵的內壁涂有一層硬質材料，例如氮化鈦或金剛石涂層。
33.前述權利要求之一的泵，其中所述葉輪葉片的至少上表面和下表面通過一結構互連，該結構的外表面有變形從而在所述表面與相鄰泵殼之間相對運動過程中于其間產生一推力。
34.一種通過流體動力將一葉輪懸浮在一旋轉泵內以沿徑向方向或軸向方向的至少一個方向支撐的方法；所述方法包括令一個變形表面處于所述葉輪的至少一部分中，以便在使用時，在所述變形表面與相鄰泵殼之間進行相對運動過程中于其間產生一推力。
35.權利要求34的方法，其中所述變形表面包括一斜面。
36.權利要求35的方法，其中設置所述斜面以便所述葉輪與所述泵殼之間其前緣處的縫隙大于其后緣處的縫隙。
全文摘要
一種適于連續流動抽取血液的泵機組(1,33,200)。在一特定形式下,該泵(1,200)是一離心式泵,其中葉輪(100,204)整個密封在泵殼(2,201)內,并且隨著葉輪在泵腔(106,203)外部電磁裝置推動的流體(105)內旋轉,葉輪被流體動力懸浮在其中。流體動力懸浮通過其中具有變形物的葉輪(100,204)得以實現,變形物例如是在其底部和頂部邊緣(221,222)的前緣(102,223)和后緣(103,224)處具有斜表面的葉片(8)。
文檔編號F04D29/04GK1278188SQ98810882
公開日2000年12月27日 申請日期1998年9月7日 優先權日1997年9月5日
發明者J·C·伍達德, P·A·瓦特森, G·D·坦斯利 申請人:文特拉西斯特股份有限公司, 悉尼技術大學