具有分离接触面的血液泵的制作方法

专利名称：具有分离接触面的血液泵的制作方法
具有分离接触面的血液泵
背景技术：
在过去的十年中，将旋转流体动力血液泵用于短期和长期循环系统支持得到了发 展。由带有在进行该应用时的单一的心脏辅助装置的患者创造的最长存活时间为7年，并 且在该存活期间持续采用具有血液浸入式陶瓷支承装置的Jarvik 2000型轴流式左心室 辅助装置。在超过200个使用Jarvik2000型心脏的案例中，从未有任何机械支承装置因磨 损或疲劳断裂而失效。并且已经证明采用血液浸入式陶瓷支承装置的其它型号的心室辅助 装置是耐用的，如主要仿造Jarvik 2000的HeartMate II VAD型。对Jarvik 2000型的支 承装置设计的计算机分析支持了可能实现10到20年或更长耐用时间的预期。
在任何旋转泵中，旋转的叶轮将流体动力能量赋予流体。所有的旋转泵必须包含 这三种元件容纳流体的壳体、在壳体内转动并将能量赋予流体的转子、以及支撑转子从而 允许转动的支承系统。另外，泵需要可通过密封的轴或通过磁力向转子传递扭矩的装置。
已经公开了使用很多种元件以满足这些要求的旋转血液泵，并且旋转血液泵的现 有技术包括几百个专利。 一般采用3种支承装置机制1)机械支承装置，使用流体膜润滑 或流体动力流体支撑；2)流体悬浮；以及3)磁悬浮。而且，以上机制的各种组合也被用来 用于轴向推力和径向支撑。 本发明主要涉及机械血液浸入式支承装置，在该支承中采用流体膜润滑以对径向
支承载荷进行支撑，并且可以额外地提供完全的或部分的磁轴向推力载荷支撑。 除了提供支撑转子的高可靠性和高耐用性装置外，血液泵的支承系统必须是血液
相容的，以免产生血液破坏或血栓形成。在机械支承装置的情况下，如同本人的早期美国专
利(Jarvik-4， 994， 078)所宣称地，这一般通过支承装置的旋转部件与静止部件的连接处
的高流动性清洗实现。本发明是在4， 994， 078号美国专利基础上的改进，并提供了一种重
要的新结构以实现支承装置更好的血液流清洗。 通常，包含机械泵的轴流血液泵使用渐縮的转子，该渐縮的转子在其中部直径 较大并向两端渐縮成小直径。这样允许使用小直径的支承装置，这种小直径的支承装 置是有利的，因为支承表面处的摩擦力相比较大直径的支承装置得到了减小。这样限 制了磨损、支承装置的动力消耗和热的产生。来自现有技术的示例包括杯形支承装置 中的小滚珠(Burgreen-6，093，001)、带橄榄形孔(olive)和终端宝石的宝石支承装置 (Benkowski-5， 947， 892)、带圆锥形轴向推力支承面的滑动支承装置(Jarvik-5， 613， 935) 或带平面支承表面的滑动支承装置(Bozeman-5， 692， 882)、以及适于承载轴向推力和径向 载荷的带沟槽的圆锥形流体动力支承装置(Carrier-Pub No. 2007/0004959)。
现有技术中公开的机械血液浸入式支承装置的另一方案是在泵的叶轮桨叶的末 端上或者如Shambaugh在第2007/0078293号美国专利申请公开中所公开的在围绕叶轮桨 叶的叶冠上的被润滑的支撑，第2007/0078293号美国专利申请公开公开了被支撑在宽桨 叶末端上的转子，其中，该宽桨叶末端具有圆柱形部分和渐縮的部分以支撑轴向推力载荷。 在第5， 211， 546号美国专利的图7A中，Isaacson公开了以流体动力方式被支撑在叶冠上 的叶轮，其中，叶冠被支撑在叶轮桨叶的末端上。这两种构造的缺点在于，旋转叶轮与静止壳体之间的间隙中的粘滞摩擦力高，因为桨叶末端或叶冠的旋转速度在末端直径处达到最 大。 使用全磁悬浮的血液泵可以被设计成使得磁悬浮的转子与静止壳体之间的间隙 的尺寸足够大，从而可以忽略因间隙中剪应力而产生的血液破坏或动力损失。全磁悬浮式 血液泵的缺点在于其相比使用机械支承装置的微型泵而言较大且较复杂。除了较大的尺寸 和重量外，这种全磁悬浮式血液泵还需要主动电磁反馈以保持转子的稳定性，从而这样具 有电子装置的可靠性问题。如果失去磁力支撑，转子会"碰撞"壳体或转子桨叶，从而可能会 造成破坏。Antaki的第6， 761， 532号美国专利在磁悬浮的血液泵的桨叶末端、转子毂和壳 体上设置了抗磨涂层以减小或消除在磁力支撑系统失效时出现的破坏。在图1中，Antiki 示出了这样一种结构，在该结构中，当磁力支承系统失效时，转子毂38可接触钉子桨叶36 的末端。所示结构虽然看起来类似于本发明的某些实施方式，但并没有为转子提供稳定的 支承系统，因为转子可能在壳体内从其通常的旋转轴线倾斜并且未受到轴向约束。
在本发明的支承系统中，流体动力血液泵的转子被旋转地支撑在支撑桨叶的末端 的、在旋转中心附近与转子的毂相接触的配接部分上，并且该转子受到轴向约束以防止旋 转支承表面的正确配接位置与静止支承表面脱离。在优选实施方式中，位于转子的两端的 两个相对的支承装置将轴向和径向运动限制为小到5千万分之一英寸，并且同时提供完全 不受约束的旋转自由度。 本发明最重要的方面涉及通过穿过支承装置的血液流对支承装置进行清洗以防 止血栓的支承装置清洗模式。除在叶轮桨叶的末端上支撑转子(具有上述的缺点)的设计 外的所有其它的血液浸入式支承装置的设计向血流提供了支承装置材料的完整圆圈。这是 局部流动阻塞的区域。 一些血栓趋向于形成在该表面。因而这会在邻近支承装置的旋转部 件与静止部件之间连接处的位置形成围绕转子的血栓的连续圆圈。如果提供穿过该区域的 足够高的流动，那么血栓圈可能会保持限制为薄环形且不会变的非常大以妨碍泵的功能。 然而，如果材料受到感染，或者如果流动降低到过低的水平，或者如果患者凝固性过高，那 么血栓量可能会增加。本发明消除了可能会有助于所述血栓环增加的支承装置材料的任何 连续圈，并且同时将支承表面的周向相对速度限制为最低实际数值(因为支承装置直径比 泵的叶轮桨叶末端直径小得多)。这代表了相对于其它血液浸入式支承装置的设计的主要 改进。 转子表面的、直径小于叶轮末端直径的部分由硬质的抗磨材料制成且在垂直于其 旋转轴线的任何点处横截面都是圆形的。该表面可以是圆柱形、圆锥形或其它形状。围绕 转子的圆周以大致均匀的间隔布置有两个或更多支撑柱，这两个或更多支撑柱具有与转子 上的支承表面旋转接触的配接表面并防止转子径向离开其旋转轴线。支撑柱端部的接触表 面构成支承装置在其上旋转的支承"垫"。在优选的实施方式中，在靠近转子两端处具有两 组这种支撑柱，并且支承垫渐縮以使其用作径向和轴向推力支撑件。支撑柱是伸长的且流 线形的，且具有短桨叶的外观。在转子的每一端具有3个这种支撑桨叶的构造中，转子表面 处位于桨叶之间的间隔被流过泵的大致为轴向的流动自由地清洗。因此，在该区域中避免 了可能会增大并引起问题的血栓环的形成。使用这种支承装置的血液泵可以被设计为始终 保持完全不产生血栓积聚，就像全磁悬浮式泵那样。然而，使用本发明的机械泵可以简单得 多和小得多。
发明目的 1.本发明的目的是提供一种不具有可能形成血栓的"死端"凹穴的血液浸入式支 承装置。 2.本发明的另一目的是提供长期保持无血栓形成的、用于旋转血液泵的机械支承 装置。 3.本发明的另一目的是提供这样的机械支承装置，这种机械支承装置由产生于血 液的流体膜润滑并由血液相容的抗磨材料制成，其中，这种抗磨材料能够甚至在完全无流 体动力流体膜支撑的情况下正常发挥作用超过十年。 4.本发明的又一 目的是提供一种相当节省空间的血液泵支承系统，以允许将整个 轴线流动VAD降低到小于10mm直径和2厘米长度；小到足以被植入主动脉瓣的无冠状动脉瓣中。 5.本发明的再一 目的是提供一种适于在最小抗凝血作用或根本没有抗凝血作用 的情况下使用的微型旋转血液泵支承装置。


图1示出了从现有技术中概括出的具有4种血液浸入式支承装置设计的轴流泵的 4幅纵向剖视图。 图1A显示了类似于第6， 093， 001号美国专利、具有球面支承装置的现有技术的泵。 图1B显示了类似于第5， 692， 882号美国专利、具有销套型径向支承装置的现有技 术的泵，其中，在销的末端上具有平面的轴线推力支承表面。 图1C显示了类似于第5， 613， 935号美国专利、具有销套型径向支承装置的现有技
术的泵，其还具有也支撑一部分径向载荷的渐縮的轴向推力支承表面。 图1D显示了类似于第2007/0004959号美国申请公开、具有锥套型支承装置的现
有技术的泵，其具有流体动力锥度和槽脊特征以支撑径向和轴向推力载荷。 图2示出了图1所示的每个泵的流出侧的支承装置的4幅放大的细部纵向剖视
图，指示了邻近旋转部件与静止部件之间的连接处的结构的表面，该连接处形成可形成血
栓环的周向连续的表面。 图2A示出了血栓环的剖视图，该血栓环位于球状杯形支承装置上。 图2B示出了血栓环的剖视图，该血栓环位于具有平面的轴向推力支承表面的销
套式支承装置上。 图2C示出了血栓环的剖视图，该血栓环位于具有圆锥形轴向推力支承表面的销 套式支承装置上。 图2D示出了血栓环的剖视图，该血栓环位于圆锥形流体动力支承装置上。
图3是包含本发明的支承结构的优选实施方式的轴流血液泵的纵向剖视图。
图4是位于泵的转子的一端的本发明的支承结构的立体图，其中示出了转子毂的 圆锥形部分和与转子接触的3个流线形支撑柱。 图5是转子的圆锥形支承表面的示意图，其中该支承表面"被展开"以显示全部 360度表面。其中，示出了的3个支撑柱的形状，并用箭头指示围绕柱的流清洗。
图6是优选实施方式的支承装置零件和转子的渐縮端部的纵向剖面图。 图7是本发明的实施方式的纵向剖视图，其中，该实施方式具有与支撑柱接触的
圆柱形转子毂并具有圆形台阶，该实施方式在支撑柱的边缘上具有对应的圆形以支承轴向
推力载荷。 图8A和8B示出了本发明的另一实施方式的两个位置，该实施方式包含磁性轴向 推力载荷支承装置以及支撑柱的垫上的径向载荷支承。 图9是图8A中的泵沿S9所指示的方向的剖视图。其中示出了与外部支撑环形成 为一体的3个支撑杆，该外部支撑环用于图3的优选实施方式中并且还在图4中以"爆炸 图"的方式示出。 图IO是仅采用两个支撑柱的实施方式的横截面图，其中示出了转子的圆形截面 和两个柱。 图11是在每个柱的端部具有支承垫的渐縮部分的构造的横截面图。
具体实施例方式
本发明包括特定类型的血液浸入式支承装置，该血液浸入式支承装置适于承载旋 转血液泵的径向载荷以及轴向推力载荷。依据采用这种支承装置的各个血液泵设计的细 节，支承表面可以与混合的膜润滑机械滑动接触，或者可以在旋转部件与静止部件之间无 任何机械接触的情况下获得完全流体动力支撑。 一般地，支承装置零件由血液相容的硬质 抗磨材料(如陶瓷)制成。这里术语"陶瓷"用于本发明的该特定描述，应该理解，可以使用 更大范围的材料，如热解碳、氮化钛、金刚石、类金刚石涂层、如铬镍铁合金(inconel)的硬 质抗腐蚀材料等。在优选的实施方式中，支承装置的直径比泵叶轮的最大末端直径小。这 将旋转速度保持低于叶轮的旋转速度(对于产生充足的流动和压力是必须的)，并将摩擦 力、热的产生和磨损减小到最低。考虑叶轮末端直径为0. 600并运行在10， OOORPM下的通 常的成人尺寸的轴流泵，叶轮末端的速度将是26ft/sec。如果接触转子锥形的柱的表面的 最大直径是O. l，那么摩擦位置处的表面速度将仅为4. 3ft/sec。这说明了在支撑柱的末端 上并靠近旋转轴线支撑转子相对已在现有技术中公开的在叶轮桨叶的外侧支撑轴流转子 和叶轮具有的优势。 本发明的要点涉及将泵转子支撑在流线形的柱的末端上。其最大的优点在于，支 承结构的清洗相比现有技术的支承装置设计得到了改进，并且本发明为支承装置提供了保 持长期完全无血栓的可能性。与此相反，目前公开的轴流泵的血液浸入式支承装置设计都 在紧邻支承装置的旋转部件与静止部件之间的连接处的位置具有连续的圆周表面。在临 床使用的这种类型的泵中，该表面经常形成血栓的小积聚，这种血栓的小积聚会变成围绕 转子末端或支承轴的连续的血栓圈或血栓环。由于血栓被卡滞在转子或支承轴周围，因 而血栓会被截留并被保持在那里且可能会变大。形成血栓的纤维蛋白是非常粘着的绞合 (stranded)的材料，如果未通过高速血液流冲洗力来防止其附着，那么其会包裹在轴的周 围。现有技术的连续圆周表面还可以位于流动停滞或因小缝隙而产生的再流动的非常小的 区域中。消除有利于血栓形成的这些特征以及保持在所有支承表面上的高流动性是本发明 的主要优点。 图1和2图示了在具有血液浸入式支承装置的所有现有技术的轴流泵(除在叶轮末端的外侧被支撑的泵)中发现的不利的机械结构。 参照图1A、1B、1C和1D，在每幅图中，轴流血液泵的壳体2是容纳电机定子4的大 致为管状的结构，电机定子4通过作施加在容纳在泵的转子6中的永磁铁8上的电磁力使 转子6转动。转子支撑叶轮桨叶10、12，叶轮桨叶10、12通常以在桨叶与壳体16的ID之 间的小的末端间隙14运行。当转子转动时，如箭头所示，血液从泵的流入侧被泵送向流出 侧。通常，流出定子桨叶设置在叶轮的下游以将旋转流体的动量转化为压力能，从而使泵比 在未设置流出定子的情况下更有效。为了清晰表达，将流出定子从图1和图2中省去。设 置静止支撑件以在转子的每一端支撑支承装置的静止零件。这些静止零件可以是如图1A、 B和D所示的毂18、20，或者可以是其它结构，如图1C所示的保持架22和弯曲的流动通道 24的壁。每套血液浸入式支承装置包括旋转零件和静止零件，其中，旋转零件附连至泵转 子，静止零件在每端以转子的旋转轴线为中心并通过某些装置附连至泵壳体。
图2A、B、C和D分别是图1A、1B、1C和1D所示的泵的支承装置的流出侧的放大视
图。每个纵向剖视图的右侧是血栓环若从泵上去除所呈现方式端部视图(未剖切)。在图 2A中示出了球杯形支承装置，且转子26上的球形表面接合在静止的杯28中。这两个部件 的外周均周向延伸360度，并且血栓环30可以如图所示地形成。图2B图示了销套式支承 装置设计，其中，小直径的销32接合在衬套34中。还图示了填充旋转零件与静止零件之间 的缝隙的血栓环36。图2C中示出了销套式支承装置，其中具有在衬套40中转动的圆柱形 销部38和支撑径向和轴向推力载荷的组合的渐縮部44。在该设计上也可形成血栓环44， 类似于所有4个图示，血栓环44在邻近载荷支承表面46处具有完整的圆周表面。图2D示 出了围绕转子的渐縮部50的圆锥形支承装置衬套。与其它设计中一样，连续的圆周表面52 促进了血栓环54的形成。 参照图3，优选的实施方式包括包含电机定子58的泵壳体56 ;电机动力线束59 ; 泵转子60，其包含电机磁体62、叶轮桨叶64、66和两个渐縮的陶瓷旋转支承轴68、70。流体 动力流出定子桨叶被示出为72、74，其从泵壳体的ID向内延伸。在转子支承装置的每一端， 支撑柱76、78、80、82从泵壳体的ID向内延伸以接触以84、86图示的渐縮的支承轴。在该 实施方式中，在壳体的每一端使用3个支撑柱，但是由于剖视图的原因，仅看到两个支撑柱 并且仅看到在每一端转子与一个支撑柱接触。因此，在泵中共有6个柱，在转子的每一端有 3个，尽管如图10所示在这些实施方式中可在转子的每一端仅使用两个柱，在图10中，如果 部件之间是紧配合，那么柱126和128抓紧转子124。支撑柱可由超高硬度的陶瓷材料构成 并与支撑所有3个流线形柱的圈制成为一体。这一点可以从图4中最佳地看出，在图4中， 所有的3个柱80、82、88都与支撑圈90形成为一体，而且在图9中进一步示出了这一点，图 9示出了与3个支撑柱114、116、118形成为一体的支撑圈120，这3个支撑柱114、116、118 将渐縮轴122保持为居中用于旋转。以柱114、118、转子的渐縮轴122的一部分、和柱支撑 圈120的一部分为边界限定了通道。如以121表示的箭头所示，该通道在其整个径向长度 上未被阻塞。该通道沿其轴向长度可以如图3的构造中那样是渐縮的，或者如图8中构造 中那样是非渐縮的，但是在任何情况下，仅呈现毂、支撑柱的侧面和支撑圈的内边界。
参照图3，可以任选地使用由如聚亚胺酯的血液相容材料构成的弹性垫圈87，以 提供作用在支承柱表面和转子轴上的小轴向预加载荷。在图3中，弹性垫圈在支撑圈90上 施加轴向载荷，假设组件中所有部件都使用了合适的配合，那么该轴向载荷使渐縮的支承轴的表面在泵的流入端和流出端和柱接触。图5是旋转的陶瓷支承轴70的渐縮表面的示
意图。3个带阴影线的椭圆代表3个流线形支撑柱80、82和88的投影区域81、83、89。每
个"投影区域"周围的流的箭头图示了在支承装置支撑柱结构上不存在可能会使血栓形成
环的、连续的圆周表面或缝隙。渐縮的陶瓷支承轴在支撑柱的接触点附近具有连续的平滑
且抛光的表面。图6是陶瓷支撑零件的放大视图，其进一步图示了在支承装置处不存在任
何周向间隙或缝隙或任何圆周结构会促进血栓环的形成。通过对渐縮的旋转陶瓷支承轴
的、在支撑柱的接触位置之间的表面进行最优血液清洗，防止了这种情况发生。 图7示出了本发明的一个实施方式，该实施方式采用具有小台阶94的圆柱形抗磨
旋转支承轴92，小台阶94被形成为与支撑柱96的端部处的半径配合并被构造成支承轴向
推力载荷。 图8A和8B图示了本发明的又一实施方式，在该实施方式中，径向支承载荷被支撑 在圆柱形表面98上，圆柱形表面98被设计成允许转子的轴向运动。图8A中示出了当泵停 止时转子的位置。转子在其两端未被刚性约束以阻止其轴向运动。当泵停止时，通过电机 磁体和电机定子叠片的偏移提供了箭头100的方向上的磁力(与图3所示的构造中的一 样)，该磁力将转子轴向推靠在机械陶瓷止动销120上，从而机械陶瓷止动销120转子与轴 104的端部接触。泵在运转时产生由在箭头106的方向上的流体施加的压力，将转子在与箭 头106所示的方向相同的方向上移动，从而在转子轴104的端部与止动销102的端部之间 打开了间隙108。该间隙通过流得到了非常好的清洗从而防止血栓形成。如果磁力处于合 适的范围，泵在运行时会通过机械支承装置得到径向支撑，并且轴向推力载荷会完全以磁 力的方式产生。 图11图示了一个实施方式，在该实施方式中，支撑柱的末端的形状被确定成使支 撑转子的流体动力作用力增加。支撑柱134、136和138的末端具有形成渐縮的通道142的 轮廓，当血液通过粘性流体力被吸入柱与转子之间的间隙中时，血液进入该通道142，其中， 当转子在箭头132所示的方向上转动时，该粘性流体力在非常靠近转子表面的位置处作用 在血液膜上。作为很多流体动力支承设计中表面的特征的这种结构改进了润滑并可以在本 发明的某些实施方式中提供了全流体力学流体支撑。 在对本发明的描述中所公开的信息旨在表述本人已经描述过的原理。因此可以看 出，本发明的所阐述的目的以及在以上描述中显见的目的得到了有效的实现，并且在不偏 离本发明的范围的情况下可以对以上物品和结构进行一定的改变。以上描述中所包含的以 及附图中所示出的所有内容应当被解释为说明性而非限制性意义。还应当理解，以下权利 要求书旨在包含本文所描述的本发明的全部一般和具体特征以及从语言上说落入一般特 征与具体特征之间的本发明的范围的所有声明。
权利要求
一种适于支撑血液泵的转子以便于其转动的支承装置，包括从流动通道的外周延伸的两个或更多柱，血液穿过所述流动通道流向所述转子的旋转轴线，所述柱中的每一个柱a.)在离散的表面中终止，所述离散的表面通过流动通道与其它柱分离，所述流动通道从所述转子的毂在所述柱的整个径向范围内延伸的，并且b.)具有纵向轮廓，所述纵向轮廓与所述转子与每个柱的端部表面接触的表面的纵向轮廓匹配；从而所述转子自由旋转并同时保持所述柱与所述转子之间的、在每个柱邻近所述转子的表面处的直接机械接触支撑或流体膜支撑。
2. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述柱和所述转子的、与所述柱接触的部分由 如陶瓷或钛的硬质抗磨材料制成并具有由如氮化钛或类金刚石碳的超高硬质材料制成的 表面涂层。
3. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述柱与圈形成为一体，所述圈由用于将所述 柱安装在所述血液泵中的材料制成。
4. 如权利要求1所述的支承装置，结合同类型的第二支承装置以支撑所述泵转子的另丄山i而。
5. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述纵向轮廓是相对于所述转子的旋转轴具 有大约10-25%的角度的直线。
6. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述纵向轮廓包括弧形。
7. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述纵向轮廓包括平行于所述转子的旋转轴 线的线并且还包括弧形。
8. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述转子与所述柱接触的最大部分的直径小 于所述泵的叶轮桨叶的末端直径的一半。
9. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述柱是伸长且流线形的。
10. 如权利要求1所述的支承装置，其中，所述柱是伸长且弯曲的以用作所述泵的整流器。
11. 如权利要求1所述的支承装置，其中，每个柱的端部处的表面的形状被确定成在所 述转子与所述柱的支撑表面之间形成渐縮的流体通道，所述渐縮的流体通道具有在旋转流 的方向上减小的横截面积。
12. —种血液浸入式支承装置，包括从血液泵的壳体的壁向内延伸的两个或更多流线 形的叶片，血液流动穿过所述血液泵，并且泵转子在所述血液泵内旋转，其中，所述叶片接 触所述转子以支撑所述转子绕着所述转子的轴线旋转并将血液流分到完全不受阻塞的至 少两个流动通路。
13. 如权利要求12所述的支承装置，其中，所述叶片和所述转子与所述叶片接触的部 分由如陶瓷或钛的硬质抗磨材料制成并具有由如氮化钛或类金刚石碳的超高硬质材料制 成的表面涂层。
14. 如权利要求12所述的支承装置，其中，所述叶片与圈形成为一体，所述圈由用于将 所述柱安装在所述血液泵中的材料制成。
15. 如权利要求12所述的支承装置，其中，所述转子与所述叶片接触的最大部分的直径小于所述泵的叶轮桨叶的末端直径的一半。
16. 如权利要求12所述的支承装置，其中，所述叶片是弯曲的以用作所述泵的整流器。
17. 如权利要求12所述的支承装置，其中，每个叶片的端部处的表面的形状被确定成 在所述转子与所述叶片的支撑表面之间形成渐縮的流体通道，所述渐縮的流体通道具有在 旋转流的方向上减小的横截面积。
18. —种轴流血液泵的支承装置系统，所述支承装置系统支撑具有两个相对的渐縮的 毂表面和被支撑在所述两个相对的渐縮的毂表面之间的泵叶轮的转子，所述转子通过在多 个分离的转子支撑柱上的接触而被约束以仅允许旋转，所述分离的转子支撑柱中的每一个 与所述转子的一个所述渐縮的表面接触。
19. 如权利要求18所述支承装置，其中，所述支撑柱和所述转子与所述支撑柱接触的 部分由如陶瓷或钛的硬质抗磨材料制成并具有由如氮化钛或类金刚石碳的超高硬质材料 制成的表面涂层。
20. 如权利要求18所述支承装置，其中，所述支撑柱与圈形成为一体，所述圈由用于将 所述柱安装在所述血液泵中的材料制成。
21. 如权利要求18所述支承装置，其中，所述转子与所述支撑柱接触的最大部分的直 径小于所述泵的叶轮桨叶的末端直径的一半。
22. 如权利要求18所述支承装置，其中，所述支撑柱是伸长且弯曲的以用作所述泵的 整流器。
23. 如权利要求18所述支承装置，其中，每个支撑柱的端部处的表面的形状被确定成 在所述转子与所述柱的支撑表面之间形成渐縮的流体通道，所述渐縮的流体通道具有在旋 转流的方向上减小的横截面积。
全文摘要
已将旋转流体动力血液泵用于很多患者的治疗。Jarvik2000型已经支持患者7年并使用血液浸入式支承装置，该支承装置通过高速流得到清洗以避免过度的血栓形成。这允许泵非常简单和小巧。但是，现有的Jarvik2000型支承装置以及现有技术的所有其它机械血液浸入式支承装置具有有利于在邻近支承装置的位置处形成血栓的支撑结构。本发明提供了一种支承结构，这种支承结构消除了这种易于形成血栓的偏好位置，并可提供长期的无血栓运行。优选实施方式的转子包括抗磨材料制成的渐缩的毂，该渐缩的毂在转子的每一端由3个柱支撑，并且转子在该3个柱上旋转。血液对柱之间的未堵塞空间进行清洗以防止可能会过度变大的血栓环的集聚。
文档编号A61M1/00GK101730552SQ200880013429
公开日2010年6月9日 申请日期2008年4月21日 优先权日2007年4月25日
发明者罗伯特·贾维克 申请人:罗伯特·贾维克