兩級轉子動力血泵的製作方法

2023-06-21 11:35:26

專利名稱：兩級轉子動力血泵的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種可應用於流體輸送應用的泵，其中，兩股液體得以保持平衡。更具 體地，本發明涉及一種兩級轉子動力泵結構，其用於提供脈動式、持續流、血液泵送性能。
背景技術：
充血性心力衰竭(CHF)日益成為心血管失能和過早死亡的常見病因。儘管藥物治 療在發展，心臟移植仍是用於治療充血性心力衰竭晚期患者的主要方式。然而，由於可利 用的供體器官有限，CHF患不得不等待直至安置有合適的供體器官。被稱為心臟輔助裝置 (VAD)和全人工心臟(TAH)的血泵裝置，可用作過渡治療的選擇，以救治患有CHF及其他心 髒病情況的患者，否則他們在安置有合適的供體器官之前無法生存。總之，這樣的血泵裝置 作為移植的持久或長期替代方案將是切實可行的。發明_既述本發明涉及一種無閥、無傳感器、脈動式、持續流的全人工心臟，其可通過隨著泵 送作為入口壓力平衡調節器而無電子幹預地自平衡左循環和右循環。左循環和右循環經由 單個移動部激勵，其包含在無刷、無傳感器的DC電動機繞組中。該轉動組件響應於液壓環 境自由軸向移動，從而改變兩個相對的轉子動力泵送級中的間隙，影響相關的性能以平衡 入口壓力。在一個可選的實施方式中，採用外部電子控制經由電動勢(例如螺線管類型的 元件)來控制轉動組件的位置。本發明的泵結構還可應用至其中要求入口壓力平衡的其他 流體輸送應用中。本發明涉及一種血泵，其包括殼體、支撐在所述殼體中的定子以及轉子組件。所述 轉子組件包括支撐在所述殼體中以繞軸線相對於所述定子轉動的轉子。所述轉子組件還包 括第一葉輪，其可操作地耦合至所述轉子的第一軸向端，以繞所述軸線隨所述轉子轉動。所 述轉子組件進一步包括第二葉輪，其可操作地耦合至所述轉子相反於所述第一軸向端的第 二軸向端，以繞所述軸線隨所述轉子轉動。所述轉子組件可相對於所述殼體沿所述軸線移 動，以調節所述泵的液壓性能特徵。本發明還涉及一種血泵，其包括電動機，所述電動機包括定子和可相對於所述定 子繞軸線轉動的轉子。第一泵送級包括第一泵殼體和可在第一泵殼體中繞所述軸線隨所述 轉子轉動的第一葉輪。第二泵送級包括第二泵殼體和可在第二泵殼體中繞所述軸線隨所述 轉子轉動的第二葉輪。所述血泵適於調節第一葉輪在第一殼體中的軸向位置和第二葉輪在 第二殼體中的軸向位置，以調節第一和第二泵送級的液壓性能特徵。第一和第二級的軸向 移動相等且反向。本發明還涉及一種血泵，其包括電動機，所述電動機包括定子和可相對於所述定 子繞軸線轉動的轉子。所述血泵還包括第一泵送級，其包含第一泵殼體和可在第一泵殼體 中繞所述軸線隨所述轉子轉動的第一葉輪。所述血泵進一步包括第二泵送級，其包括第二 泵殼體和可在第二泵殼體中繞所述軸線隨所述轉子轉動的第二葉輪。第一泵送級被配置為 具有隨流量增加而急劇減少的壓力上升，從而第一泵送級流量主要是泵轉速和葉輪位置的 函數。第二泵送級被配置為具有主要是泵轉速和葉輪位置的函數且基本與流量無關的壓力上升。本發明還涉及一種泵，其包括殼體，所述殼體限定第一和第二泵殼體。轉子被支撐 在所述殼體中且可繞軸線轉動。所述轉子包括設置在第一泵殼體中的第一葉輪和設置在第 二泵殼體中的第二葉輪。所述泵被配置為使得作用在第一葉輪上的入口壓力沿所述軸線以 第一方向相對於所述殼體移動所述轉子，而作用在第二葉輪上的入口壓力沿所述軸線以相 反於所述第一方向的第二方向相對於所述殼體移動所述轉子。本發明進一步涉及一種泵，其包括殼體，所述殼體包括泵送室和支撐在所述殼體 中且可繞軸線轉動的轉子。所述轉子包括至少部分地設置在所述泵送室中的葉輪。所述轉 子可沿平行於所述軸線的軸向相對於所述殼體移動。所述泵被配置為，所述轉子的軸向移 動使得所述葉輪在所述泵送室和相鄰的腔室之間軸向移動，從而改變所述泵的液壓性能。附圖的簡要說明通過參照附圖閱讀以下說明，本發明所屬領域的技術人員將對本發明的上述及其 他特點有清晰的理解，其中

圖1是根據本發明第一實施方式的血泵的立體圖；圖2是圖1中血泵沿線2-2的剖視圖；圖3是血泵的分解圖；圖4和5是血泵一部分的俯視圖；圖6是示出了根據本發明第二實施方式的血泵的剖視圖；圖7是示出了根據本發明第三實施方式的血泵的剖視圖；以及圖8是示出了圖7中血泵的性能特徵的圖表；圖9是根據本發明第四實施方式的血泵的立體圖；圖10是圖9的血泵的正視圖；圖11是圖9的血泵一部分的立體圖；圖12是圖9中血泵沿線12-12的剖視圖；以及圖13是示出了圖9中血泵的性能特徵的圖表。實施方式描述本發明涉及一種血泵。圖1示出了根據本發明第一實施方式的血泵10。根據本發 明，血泵10是能夠替代衰竭或者受損傷的人類心臟的全人工心臟(TAH)。然而，本領域技術 人員將會理解，血泵10可適用於非TAH的實施，例如，雙心室支持。本領域技術人員還將會 理解，該泵可適用於除泵血之外的目的，例如，其中需要具有壓力平衡特點的雙重或者兩級 流體輸送泵的任何實施。在所示的實施方式中，血泵10為兩級離心泵，下面將進一步詳細 地說明。然而，血泵10可為任何期望結構的轉子動力泵。參照圖1-3，血泵10包括定子組件20、轉子組件30、左泵殼體40以及右泵殼體50。 在血泵10裝配好的情況下(圖1和3)，轉子組件30由定子組件20支撐以繞軸線12轉動。 泵殼體40和50固定至定子組件20以包圍轉子組件30。轉子組件30包括電動機轉子32、 第一或者左葉輪34、以及第二或者右葉輪36。電動機轉子32包括磁芯60 (圖2)，其上安裝有環形永久磁體62。低密度磁性可 滲透填充材料64可用於支撐電動機轉子32上的磁體62，從而可成為零浮力轉動組件，並 對泵組件的姿態不敏感。左葉輪34和右葉輪36通過例如粘合劑或者機械緊固件的已知方
6式固定至磁芯60。可選地，葉輪34和36可形成(例如，模製)為與磁芯60 —體的單件材 料。定子組件20包括支撐電動機定子24的定子殼體22。電動機定子24包括在圖2 中分別由26和28圖示的定子磁芯和電動機繞組。電動機繞組28電連接至控制電纜72的 三條控制線70，控制電纜72穿過線管74進入定子殼體22並由灌封材料76密封。當血泵10裝配好時，包括離心第一或者左泵送級或者泵42。左泵42包括左葉輪 34和在其中設置有左葉輪的左泵送室44。左泵送室44至少部分地由左泵殼體40和定子 組件20限定。左泵42還包括左泵入口 46和左泵出口 48，在所示的實施方式中，左泵入口 46和左泵出口 48形成為左泵殼體40整體的一部分。左泵殼體40包括入口面90，其有助 於限定與入口 46流體連通的左泵送室44的入口部92。左泵殼體40還包括蝸形面94，其 有助於限定與出口 48流體連通的左泵送室44的蝸形部96。當血泵10裝配好時，還包括離心第二或者右泵送級或者泵52。右泵52包括右葉 輪36和在其中設置有右葉輪的右泵送室54。右泵送室54至少部分地由右泵殼體50和定 子組件20限定。右泵52還包括右泵入口 56和右泵出口 58，在所示的實施方式中，右泵入 口 56和右泵出口 58形成為右泵殼體50整體的一部分。右泵殼體50包括入口面100，其 有助於限定與入口 56流體連通的右泵送室54的入口部102。右泵殼體50還包括蝸形面 104，其有助於限定與出口 58流體連通的右泵送室54的蝸形部106。電動機轉子32和電動機定子24有助於限定血泵10的電動機80，其驅動左泵42 和右泵52。電動機80可以是適合於驅動泵42和52並傳送期望性能特徵的任何類型的電 動機。例如，在所示的實施方式中，電動機80可具有單相或多相無刷、無傳感器的DC電動 機結構。電動機控制器82可操作地經由電纜72激勵電動機80的相繞組28，以實現電動機 部期望的性能，例如，電動機轉速或者電流。例如，電動機控制器82對電動機目位施加脈寬 調製電壓，以實現期望的電動機/泵性能。在血泵10操作期間，轉子組件30繞軸線12相對定子組件20轉動。轉子組件 30支持或者支撐在由泵送的液體，即血液，形成的流體動力或者液體膜軸承(fluid film bearing)上。可選地，血泵10可包括用於方便轉子組件30轉動的其他類型的軸承特點，例 如，機械軸承或者由低摩擦材料形成或者塗覆的軸承表面。進一步可選地，轉子組件30可 以是磁懸浮的。用於構造血泵10的材料可由有助於血液泵送實施的材料形成。例如，在使用期間 暴露於血流中的血泵10的部分，例如，葉輪34和36以及泵殼體40和50，可由生物相容性 材料形成、塗覆或包裹，例如不鏽鋼、鈦、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者這些材料的組合。 在使用期間可彼此間相接觸的血泵10的表面或者部分，例如，左葉輪34和泵殼體40或者 右葉輪36和泵殼體50，還可由低摩擦材料形成或塗覆，例如，氟碳聚合物塗料、類似於金剛 石的碳塗料、陶瓷、鈦和塗覆有金剛石的鈦。參照圖1，箭頭用於示出在全人工心臟(TAH)實施中的血泵10，其中，該血泵代替 患者心臟(未示出)的功能。在該結構中，左泵入口 46與左心房連接，左泵出口 48連接至 主動脈，右泵入口 56連接至右心房，且右泵出口 58連接至肺動脈。在操作中，左泵42將含 氧血從左心房輸送至主動脈，而右泵52將缺氧血從右心房輸送至肺動脈。本領域技術人員將會理解，在TAH方案中，重要的是平衡肺動脈血流和體動脈血
7流以及心房壓力。例如，如果右泵52以高於左泵42的流速輸送血液，血液會積累在肺中並 可導致充血性心力衰竭。例如，如果左泵42以高於右泵52的流速輸送血液，血液會積累在 肝中並可導致肝衰竭。因此，血泵10的目標在於平衡肺動脈血流和體動脈血流以及心房壓 力。根據本發明，血泵10通過調節左(全身的)泵42和右(肺的)泵52的幾何結構或構 造來平衡系統和肺心房壓力以及動脈血流速。根據本發明，血泵10配置有間隙，其使得轉子組件30可相對定子組件20軸向移 動。參照圖2，轉子組件30位於大約該軸向間隙的中點，使得左葉輪34和定子殼體22之間 有軸向後間隙，標記為「A1」，並且使得右葉輪36和定子殼體22之間有軸向後間隙，標記為 「A2」。通過圖2中所示的結構，已發現，最大左泵42性能出現在A1最小時，而最大右泵52 性能出現在A2最小時。在血泵10操作期間，由於左泵42和右泵52所產生的流體動力泵 送力，轉子組件30可相對於定子組件20軸向移動或者往返移動。轉子組件30可在其中左 葉輪34位於A1最大時的左位置和其中右葉輪36位於A2最大時的右位置之間軸向移動。當轉子組件30在左位置和右位置之間軸向移動時，左泵42和右泵52的構造或者 幾何結構被改變。左葉輪和定子組件22之間的間隙A1隨著左葉輪34軸向位置的變化而 變化，這改變了左泵42和左泵送室44的構造和幾何結構。類似地，右葉輪和定子組件22 之間的間隙A2隨著右葉輪36的軸向位置的變化而變化，這改變了右泵送室54的構造和幾 何結構以及右泵52的構造或者幾何結構。隨著間隙A1和A2的增大，第一泵42和第二泵52的液壓輸出減少。因此，對於給 定的泵轉速，隨著葉輪34和36移向定子組件22 (即，減小它們各自的間隙A1和A2)，泵42 和52的壓力和流量相應地增加。反之，隨著葉輪34和36遠離定子組件22 (即，增加它們 各自的間隙A1和A2)，泵42和52的壓力和流量相應地減小。因此，將會理解，對於本發明的血泵10的單電動機、兩級結構，在左泵送級42處產 生增加的壓力和流量的轉子組件30的軸向移動也將在右泵送級52處產生減小的壓力和流 量。類似地，在右泵送級52處產生增加的壓力和流量的轉子組件30的軸向移動也將在左 泵送級42處產生減小的壓力和流量。由此，對於血泵10的任意給定轉度，如果轉子組件30 相對於定子組件20的軸向位置調整至合適的位置，左泵送級42和右泵送級52的壓力和流 量可保持平衡。基於該原理，使用血泵10時，系統和肺壓力以及流量特徵可通過調節轉子組件30 的軸向位置來控制。根據本發明，轉子組件30的軸向位置可被動或者主動控制。圖1-5的 實施方式示出了血泵10的結構，其中，被動控制用於調節轉子組件30的軸向位置，從而調 整左泵42和右泵52的幾何結構或者構造。在血泵10的被動控制結構中，轉子組件30的軸向位置通過操作期間由左泵42和 右泵52所產生的液壓力被動地或者固有地受到控制。根據本發明，左葉輪34和右葉輪36 被選擇為有助於產生該操作。參照圖4，第一葉輪34包括支承板110和從支承板徑向延伸 的多個葉片112。在圖4的實施方式中，葉片112包括第一或者主葉片114和第二或者分 流葉片116，分流葉片短於主葉片。在圖5所示實施方式中，葉片112配置有低入射入口 (incidence inlet)和徑向排放。參照圖5，第二葉輪36包括支承板120和從支承板徑向延伸的多個葉片122。在 圖5的實施方式中，葉片122包括第一或者主葉片124和第二或者分流葉片126，第二葉片短於第一葉片。在圖5所示實施方式中，葉片122配置有低入射入口和徑向排放。第一葉輪34和第二葉輪36的支承板110和120尺寸或者直徑大約相同。第一葉 輪34的葉片112長於第二葉輪36的相應葉輪122。圖1_4的實施方式中的第一葉輪34和 第二葉輪36的結構示出了一個示例性的葉輪結構。本領域技術人員將會理解，葉輪34和 36可具有替換結構。支承板110和120具有減小的直徑以便葉片112和122分別徑向延伸超過它們的 外邊緣。支承板110和120分別直接面向左泵入口 46和右泵入口 56。因此，作用在支承 板110和120上的流體壓力主要是入口壓力，從而主要是徑向地，即平行於軸線12將力施 加至轉子組件30。由血泵10產生的出口壓力主要在徑向位置超過支承板110和120的外 直徑的葉片112和122的端部產生。所示實施方式的血泵10具有在兩個基本方面不同於傳統離心泵設計的結構。第 一，血泵10利用帶有具有非對稱的前後軸向間隙(參見圖2和3)的不尋常高軸向間隙的 開葉片葉輪。第二，徑向葉片以一種漩渦(或者渦流)泵典型的方式延伸進入蝸形部。這 種延伸產生用於被動性能調製的葉片背面(back-of-vane)間隙。而且，短於定子磁芯26 的轉子磁體62允許轉子組件30的可控量的自由軸向移動。已發現，對於常量系統阻抗，輸出流量和泵轉速具有線性關係。結果，由控制器82 執行的控制算法調節泵轉速以提供常規的系統流量。平衡的系統流量和肺流量通過調節轉 子組件30的軸向位置來實現。根據本發明的第一實施方式，轉子組件30的軸向調節由於 左葉輪34和右葉輪36的結構以及液壓壓力而固有地或者自動地發生。因為作用於葉輪34和36的支承板部110和120的軸向液壓力主要是由泵入口壓 力產生的，因此轉子組件30的軸向位置響應於左入口部92和右入口部102的壓差來調節。 隨著轉子組件30的軸向位置的調節，左泵42和右泵52的幾何結構和液壓性能如上所述地 改變。這導致左泵42和右泵52的出口流量和壓力、這兩個泵之間的流體連通壓力和流量 性能的相應變化或者調整。因此，血泵10配置有自調節轉子組件30，其通過左泵42和右泵 52液壓性能的增加來幫助平衡肺流量和系統流量、以及心房壓力。當以大間隙操作時，最小泵性能出現在泵送葉片位於軸向間隙(前後間隙相等) 的中間時。因此，可通過軸向移動葉輪34和36來調製性能。在圖2的自平衡結構中，左 泵42的最大性能出現在後間隙A1最小時，而右泵52的最大性能出現在後間隙A2最小時。 圖2的實施方式中執行的被動控制通過調節後間隙A1和A2來調製性能。使用後(內)邊 緣調製性能的優點是，工作於轉子組件上的液壓力可迫使用於被動控制的軸向移動方向正 確，因而消除了對主動軸向控制系統的需要。在血泵10作為TAH操作期間，泵轉速可以常規脈動速率調製以產生脈動流和壓 力，從而激勵患者中的常規血液動力。例如，已發現士30%轉速調製要求高脈動條件。進一 步，轉速波形可被調節為適應體壓力脈衝的特徵以模仿臨床上期望的振幅和心臟收縮/舒 張時序。有利地，由於流量與電流和轉速直接相關，所以可分析電流波形來確定每個控制 周期期間的流量中的任何中斷。例如，這會有助於探測左或者右心房的衰竭，在這種情況 下，轉速脈動的平均速度或者幅度的遞減，可被自動觸發。而且，基於響應於轉速和佔空因 數的電動機電流，患者的肺和體壓力和血管阻抗可通過計算來評估，從而允許系統被用作持續性患者監視器。本發明的第二實施方式如圖6所示。本發明的第二實施方式類似於圖1-5中所示 本發明的第一實施方式。參照圖6，血泵200具有類似於圖1-5的兩級離心泵結構。因而，血 泵200可被配置為用作全人工心臟(TAH)裝置。然而，血泵200可適用於非TAH的實施，例 如，雙心室支持或者其中需要具有壓力平衡特徵的雙重或者兩級流體輸送泵的任何實施。參照圖6，血泵200包括定子組件220、轉子組件230、左泵殼體240和右泵殼體 250。在裝配好的情況下，轉子組件230由定子組件220支撐以繞軸線212轉動。泵殼體 240和250固定至定子組件220以包圍轉子組件230。轉子組件230包括電動機轉子232、 第一或者左葉輪234、以及第二或者右葉輪236。電動機轉子232包括磁芯260，其上安裝有環形永久磁體262。填充材料264，例 如低密度磁性可滲透材料，可用於幫助支撐電動機轉子232上的磁體262。左葉輪234和 右葉輪236通過例如粘合劑或者機械緊固件的已知方式固定至磁芯260。可選地，葉輪234 和236可與磁芯260形成(例如，模製)為單件材料。定子組件220包括支撐電動機定子224的定子殼體222。電動機定子224包括在 圖6中分別由226和228圖示的定子磁芯和電動機繞組。電動機繞組228電連接至控制電 纜272的控制線270，控制電纜272穿過線管274進入定子殼體222並由灌封材料276密封。血泵200在裝配好時包括離心第一或者左泵送級或者泵242。左泵242包括左葉 輪234和在其中設置有左葉輪的左泵送室244。左泵送室244至少部分地由左泵殼體240 和定子組件220限定。左泵242還包括左泵入口 246和左泵出口 248，在所示實施方式中， 左泵入口 246和左泵出口 248形成為左泵殼體240整體的一部分。左泵殼體240包括入口 面290，其有助於限定與入口 246流體連通的左泵送室244的入口部292。左泵殼體240還 包括蝸形面294，其有助於限定與出口 248流體連通的左泵送室244的蝸形部296。血泵200在裝配好時還包括離心第二或者右泵送級或者泵252。右泵252包括右 葉輪236和在其中設置有右葉輪的右泵送室254。右泵送室254至少部分地由右泵殼體250 和定子組件220限定。右泵252還包括右泵入口 256和右泵出口 258，在所示實施方式中， 右泵入口 256和右泵出口 258形成為右泵殼體250整體的一部分。右泵殼體250包括入口 面300，其有助於限定與入口 256流體連通的右泵送室254的入口部302。右泵殼體250還 包括蝸形面304，其有助於限定與出口 258流體連通的右泵送室254的蝸形部306。電動機轉子232和電動機定子224有助於限定血泵200的電動機280，其驅動左泵 242和右泵252。電動機280可以是適合於驅動泵242和252並傳送期望性能特徵的任何 類型的電動機。例如，在所示實施方式中，電動機280可具有多相無刷DC電動機結構。電 動機控制器282可操作地經由電纜272激勵電動機280的相繞組228，以實現電動機部期望 的性能，例如，電動機轉速或者電流。例如，電動機控制器282對電動機相位施加脈寬調製 電壓，以實現期望的電動機/泵性能。在血泵200操作期間，轉子組件230繞軸線212相對定子組件220轉動。轉子組 件230支持或者支撐在由所泵送的液體，即血液，形成的流體動力或者液體膜軸承上。可選 地，血泵200可包括用於方便轉子組件230轉動的其他類型的軸承特點，例如，機械軸承或 者由低摩擦材料形成或者塗覆的軸承表面。進一步可選地，轉子組件230可以是磁懸浮的。
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用於構造血泵200的材料可由有助於血液泵送實施的材料形成。例如，在使用期 間暴露於血流中的血泵200的部分，例如，葉輪234和236以及泵殼體240和250，可由生物 相容性材料形成、塗覆或包裹，例如，不鏽鋼、鈦、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者這些材料 的組合。在使用期間可彼此間相接觸的血泵200的表面或者部分，例如，左葉輪234和泵殼 體240或者右葉輪236和泵殼體250，還可由低摩擦材料形成或塗覆，例如，氟碳聚合物塗 料、類似於金剛石的碳塗料、陶瓷、鈦和塗塗覆有金剛石的鈦。參照圖6，箭頭用於示出在全人工心臟(TAH)實施中的血泵200，其中，該血泵代替 患者心臟(未示出)的功能。在該結構中，左泵入口 246與左心房連接，左泵出口 248連接 至主動脈，右泵入口 256連接至右心房，且右泵出口 258連接至肺動脈。在操作中，左泵242 將含氧血從左心房輸送至主動脈，而右泵252將缺氧血從右心房輸送至肺動脈。根據本發明，血泵200通過調節左(全身的)泵242和右(肺的)泵252的幾何 結構或構造來平衡體壓力和肺壓力以及流速。血泵200配置有間隙，其使得轉子組件230 可相對於定子組件220軸向移動。在圖6中，轉子組件230位於大約該軸向間隙的中點，使 得左葉輪234和左泵殼體240之間有軸向間隙，標記為「B1」，以及使得右葉輪236和右泵殼 體250之間也有軸向間隙，標記為「B2」。在血泵200操作期間，由於致動器350的電動勢， 轉子組件230可相對於定子組件220軸向移動或者往返移動，致動器350例如為螺線管，其 經由電纜272連接至控制器282。轉子組件230可在其中左葉輪234鄰近或者結合於左泵 殼體240時的左位置和其中右葉輪236鄰近或者結合於右泵殼體250時的右位置之間軸向 移動。當轉子組件230在左位置和右位置之間軸向移動時，左泵242和右泵252的構造 或者幾何結構被改變。左葉輪和左泵殼體240之間的間隙B 1隨著左葉輪234軸向位置的 變化而變化，這改變了左泵送室244的容量和左泵242的構造或者幾何結構。類似地，右葉 輪和右泵殼體250之間的間隙B2隨著右葉輪236的軸向位置的變化而變化，這改變了右泵 送室254的容量和右泵252的構造或者幾何結構。隨著間隙B1和B2的增大，第一泵242和第二泵252的液壓輸出減少。因此，對於 給定的泵轉速，隨著葉輪234和236移向它們各自的泵殼體240和250 (即，減小它們各自 的間隙B1和B2)，泵242和252的壓力和流量相應地增加。反之，隨著葉輪234和236遠離 它們各自的泵殼體240和250 (即，增加它們各自的間隙B1和B2)，泵242和252的壓力和 流量相應地減小。因此，將會理解，對於本發明的血泵200的單電動機、兩級結構，在左泵送級242處 產生增大的壓力和流量的轉子組件230的軸向移動也將在右泵送級252處產生減小的壓力 和流量。類似地，在右泵送級252處產生增大的壓力和流量的轉子組件230的軸向移動也 將在左泵送級242處產生減小的壓力和流量。由此，對於血泵200的任意給定轉速，如果轉 子組件230相對於定子組件220的軸向位置調整至合適的位置，左泵送級242和右泵送級 252的壓力和流量可保持平衡。基於該原理，使用血泵200時，體壓力和肺壓力以及流量特徵可通過調節轉子組 件230的軸向位置來控制。根據本發明的第二實施方式，血泵200配置為主動控制轉子組 件230的軸向位置，從而調整左泵242和右泵252的幾何結構或者構造。已發現，對於常量系統阻抗，輸出流量和泵轉速具有線性關係。還發現，對於給定的泵轉速，通過調節轉子組件230的軸向位置可獲得與左泵242和右泵252處的平衡流量 相應的電功率級別。因此，由控制器282執行的控制算法調節泵轉速以提供常規的系統流 量，而平衡的系統流量和肺流量通過調節轉子組件230的軸向位置來實現。根據本發明的 第二實施方式，轉子組件230相對於定子組件220的軸向調整通過使用電-機械致動器350 來實現，致動器350例如為螺線管，其經由電纜272連接至控制器282。螺線管350可致動 於第一或者左位置和第二或者右位置這兩個位置中的一個。在左位置，螺線管350使得轉 子組件230的軸向位置移至第一或者左位置，其中，左葉輪234鄰接或者接近左泵殼體240 的入口面290，有效地增加左泵送級242的液壓輸出和減小右泵送級252的液壓輸出，如上 所述。在右位置，螺線管350使得轉子組件230的軸向位置移至第二或者右位置，其中，右 葉輪236鄰近或者接近右泵殼體250的入口面300，有效地增加右泵送級252的液壓輸出和 減小左泵送級252的液壓輸出，如上所述。螺線管350可配置為以各種方式將轉子組件230置於左和右位置。例如，螺線管 350可以是閉鎖螺線管。在該結構中，螺線管350可包括兩個分離的線圈352，一個用於選擇 左位置而另一個用於選擇右位置，兩個線圈352固定至定子組件220及銜鐵354，銜鐵354 例如為固定至轉子組件230的一個或者多個磁體。在該閉鎖結構中，螺線管350包括磁閉 鎖機構，其維持轉子組件230於所選擇的位置而不施加恆定功率至螺線管。在操作中，線圈 352可以由足夠幅度和持續時間的短電流脈衝來激勵，以移動銜鐵354，從而移動轉子組件 230至期望的左/右位置。這樣，閉鎖機構被致動並維持轉子230於期望位置。當相對的線 圈被激勵時，閉鎖機構釋放轉子組件230以在銜鐵354上線圈352的拉動下移動至相反位 置。然後，該機構磁閉鎖，從而在線圈352不再被激勵時維持轉子組件230的軸向位置。在一個可選的結構中，螺線管350可以是離合或者反覆型的閉鎖螺線管，被配置 用於脈衝_左/脈衝_右操作。在該結構中，螺線管350可包括單個線圈和閉鎖機構，在線 圈被激勵時該閉鎖機構將轉子組件交替閉鎖於左位置和右位置。這樣，在操作期間，如果轉 子組件在右位置，下一個能量脈衝將置轉子組件於左位置。然後再下一個能量脈衝將置轉 子組件於右位置，等等。在另一個可選的結構中，螺線管350可以是非閉鎖、持續電流的螺線管。在該結構 中，螺線管可包括用於移動彈簧偏置於左和右位置之一的轉子的單個線圈。當不再激勵線 圈時，彈簧維持銜鐵，進而將轉子維持在左和右位置之一。當線圈被激勵時，銜鐵和轉子逆 著偏置於相反位置的彈簧移動。銜鐵和轉子維持在該位置直至不再激勵線圈，此時由彈簧 移動轉子和轉子組件返回原始位置。在血泵200操作期間，以常規脈衝速率調製電動機轉速以產生脈動血流和壓力。 經由螺線管350主動調節轉子組件230的軸向位置，從而調節左泵242和右泵252的液壓 性能，進而實現平衡的系統和肺流量以及心房壓力平衡。這些平衡的流量和壓力通過在左 和右位置之間分離控制周期(例如，10秒)來實現。隨著轉子組件230在左和右軸向位置 之間轉換，根據速度、功耗和功耗的變化來估計左和右流量。在操作期間，轉子組件230的軸向位置在泵200的控制周期(例如，10秒)期間在 左位置和右位置之間來迴轉換。隨著轉子組件230軸向位置的轉換，如上所述，左泵242和 右泵252的幾何結構和液壓性能發生變化。這導致左泵242和右泵252的出口流量和壓力 相應的產生淨變化或者調整，增加了泵一側的出口流量和壓力而減小了泵相反側的出口流
12量和壓力。因此，血泵200和控制器282被配置為，通過左泵242和右泵252液壓性能的增 量變化來平衡肺和系統流量以及心房壓力。圖6的血泵200的主動控制實施方式使用前葉片間隙來調製性能。這具有兩個潛 在的優點。第一，右/左性能偏差可以以更高的複雜性為代價來外部控制。第二，整個軸向 間隙較小，這允許更好的泵送效率。而且，轉子磁體262短於定子磁芯226以允許轉子組件 230進行可控量的自由軸向移動。在血泵200操作期間，左和右心房壓力平衡於幾個mmHg內。隨著流量接近於平衡， 血泵200的電流消耗的趨勢指示用於微調佔空因數的調整方向。而且，可以以常規脈衝速 率調製泵轉速以在患者中產生脈動流量和壓力以及穩定的血液動力。例如，已發現，士30% 轉速調製要求高脈動條件。進一步，轉速波形可被調節為適應體壓力脈衝的特徵以模仿臨 床上期望的振幅和心臟收縮/舒張時序。有利地，由於流量與電流和轉速直接相關，可分析電流波形來確定每個控制周期 中的流量中的任何中斷。例如，這會有助於探測左或者右心房的衰竭，在這種情況下，轉速 脈動的平均速度或者幅度的遞減，可被自動觸發。而且，基於轉速和佔空因數，患者的肺和 體壓力以及血管阻抗可通過計算評估，從而允許系統用作持續性患者監視器。根據本發明第三實施方式的血泵400如圖7所示。圖7的血泵400具有類似於圖 6的實施方式的結構，除了圖7的實施方式包括在操作期間不軸向移動以改變泵幾何結構 的轉子組件410之外。在該結構中，轉子磁體420的長度等於或者大於定子磁芯422，其在 磁性上限制轉子組件410的軸向位置。圖7的血泵400可特別適合於用作心臟輔助裝置(VAD)，例如，在單個泵中結合了 右心臟輔助裝置(RVAD)和左心臟輔助裝置(LVAD)功能的雙心臟輔助裝置(BiVAD)。通過 RVAD，整個肺動脈流量在該VAD和天生的心室(native ventricle)之間分配，因此，精確的 右/左泵送控制不如全人工心臟嚴格。已發現，性能特徵可被構思為泵送元件設計，其可允 許一定程度的BiVAD系統全被動調節。在該實施方式中，左泵442 (LVAD)和右泵452 (RVAD) 的構造和幾何結構可設計為具有類似於圖8中所示的壓力對流量特徵。如圖8中所示，左 泵442具有隨著流量增加急劇減小的壓力上升，使得左流量主要是轉速的函數。右泵452 具有作為轉速的函數且與流量相對無關的特徵壓力上升。以這種方式，左泵442作為系統 流量的流量調節器，而右泵452作為用於適度解除右心臟負擔的差動壓力調節器。根據本發明第四實施方式的血泵500如圖9-12所示。圖9_12的血泵500具有類 似於圖1-5和7的實施方式的兩級或者雙重離心泵結構。因而，血泵500可被配置為用作 全人工心臟(TAH)設備。然而，血泵500可適用於非TAH的實施，例如，雙心室支持或者其 中需要具有壓力平衡特點的雙重或者兩級流體輸送泵的任何實施。參照圖9-11，血泵500包括定子組件520、轉子組件530、左泵殼體540和右泵殼體 550。在血泵500裝配好的情況下，轉子組件530由定子組件520支撐以繞軸線512轉動。 泵殼體540和550固定至定子組件520以包圍轉子組件530。轉子組件530包括電動機轉 子532、第一或者左葉輪534、以及第二或者右葉輪536。電動機轉子532包括被包圍或者裝入殼體或者外殼564中的磁芯560 (圖12)，其 上安裝有環形永久磁體562。磁芯560可用低密度磁性可滲透材料構成，可用於幫助支撐電 動機轉子532上的磁體562，從而可成為零浮力轉動組件，並對泵組件的姿態不敏感。左葉輪534和右葉輪536可通過例如粘合劑或者機械緊固件的已知方式，或者圖9-11中所示的 方式固定至磁芯560，可與殼體564形成(例如，模製)為單件材料。定子組件520包括支撐電動機定子524的定子殼體522。電動機定子524包括在 圖12中分別由526和528圖示的定子磁芯和電動機繞組。電動機繞組528電連接至控制電 纜572的控制線570，控制電纜572穿過線管574和應變消除材料576進入定子殼體522。血泵500在裝配好時包括離心第一或者左泵送級或者泵542。左泵542包括左葉 輪534和在其中設置有左葉輪的左泵送室544。左泵送室544至少部分地由左泵殼體540 和定子組件520限定。左泵542還包括左泵入口 546和左泵出口 548，在所示實施方式中， 左泵入口 546和左泵出口 548形成為左泵殼體540整體的一部分。左泵殼體540包括入口 面590，其有助於限定與入口 546流體連通的左泵送室544的入口部592。左泵殼體540還 包括蝸形面594，其有助於限定與出口 548流體連通的左泵送室544的蝸形部596。血泵500在裝配好時還包括離心第二或者右泵送級或者泵552。右泵552包括右 葉輪536和在其中設置有右葉輪的右泵送室554。右泵送室554至少部分地由右泵殼體550 和定子組件520限定。右泵552還包括右泵入口 556和右泵出口 558，在所示實施方式中， 右泵入口 556和右泵出口 558形成為右泵殼體550整體的一部分。右泵殼體550包括入口 面600，其有助於限定與入口 556流體連通的右泵送室554的入口部602。右泵殼體550還 包括蝸形面604，其有助於限定與出口 558流體連通的右泵送室554的蝸形部606。右泵殼 體550進一步包括鄰近蝸形部606的腔室608，其中，右葉輪536隨著轉子組件530軸向移 動至如圖12所示的右方而進入蝸形部606中。右葉輪536隨著進入腔室608而離開蝸形 部 606。電動機轉子532和電動機定子524有助於限定血泵500的電動機580，其驅動左泵 542和右泵552。電動機580可以是適合於驅動泵542和552並傳送期望性能特徵的任何 類型的電動機。例如，在所示實施方式中，電動機580可具有單相或者多相無刷、無傳感器 的DC電動機結構。電動機控制器(未示出)可操作地經由電纜572激勵電動機580的相 繞組528，以實現電動機部期望的性能，例如電動機轉速或者電流。例如，電動機控制器可對 電動機相位施加脈寬調製電壓，以實現期望的電動機/泵性能。參照圖11，第一葉輪534包括支承板610和從轉子530徑向延伸的多個葉片612。 葉片612包括第一或者主葉片614和第二或者分流葉片616，分流葉片短於主葉片。在圖 9-12所示實施方式中，有兩個分流葉片616位於主葉片614對之間。葉片612配置有低入 射入口和徑向排放。第二葉輪536包括支承板620和沿著轉子530的端面徑向延伸的多個葉片622。 葉片622包括第一或者主葉片624和第二或者分流葉片626，第二葉片短於第一葉片。在 圖9-12所示實施方式中，主葉片624和分流葉片626以交替的方式繞轉子530排列。葉片 622配置有低入射入口和徑向排放。第一葉輪534的葉片612長於第二葉輪536的相應葉片622。圖9_12的實施方式 中的第一葉輪534和第二葉輪536的結構示出了一個示例性的葉輪結構。本領域技術人員 將會理解，葉輪534和536可具有替換結構。支承板610和620分別與左泵入口 546和右泵入口 556軸向對準。因此，作用在 支承板610和620上的流體壓力主要是入口壓力，從而主要是軸向地，即平行於軸線512將
14力施加至轉子組件530。由血泵500產生的出口壓力主要於葉片612和622的端部產生。 第一葉輪534的葉片612徑向延伸超過支承板610的外直徑。在血泵500操作期間，轉子組件530繞軸線512相對於定子組件520轉動。轉子 組件530支持或者支撐在由所泵送的液體，即血液，形成的流體動力或者液體膜軸承上。可 選地，血泵500可包括用於方便轉子組件530轉動的其他類型的軸承特點，例如，機械軸承 或者由低摩擦材料形成或者塗覆的軸承表面。進一步可選地，轉子組件530可以是磁懸浮 的。用於構造血泵500的材料可由有助於血液泵送實施的材料形成。例如，在使用期 間暴露於血流中的血泵500的部分，例如，葉輪534和536以及泵殼體540和550，可由生物 相容性材料形成、塗覆或包裹，例如，不鏽鋼、鈦、陶瓷、聚合材料、合成材料、或者這些材料 的組合。在使用期間可彼此間相接觸的血泵500的表面或者部分，例如，左葉輪534和泵殼 體540、右葉輪536和泵殼體550，或者轉子外殼564，還可由低摩擦材料形成或塗覆，例如， 氟碳聚合物塗料、類似於金剛石的碳塗料、陶瓷、鈦和塗覆有金剛石的鈦。本領域技術人員將會理解，在TAH方案中，重要的是平衡肺動脈血流和體動脈血 流以及心房壓力。例如，如果右泵552以高於左泵542的流速輸送血液，血液會積累在肺中 並可導致充血性心力衰竭。再例如，如果左泵542以高於右泵552的流速輸送血液，血液會 積累在肝中並可導致肝衰竭。因此，血泵500的目標在於平衡肺動脈血流和體動脈血流以 及心房壓力。根據本發明，血泵500通過調節左(全身的)泵542和右(肺的)泵552的 幾何結構或構造來平衡系統和肺心房壓力以及動脈血流速。根據本發明，血泵500配置有間隙，其使得轉子組件530可相對於定子組件520軸 向移動。參照圖12，轉子組件530位於大約該軸向間隙的中點。血泵500在左葉輪534和 左泵殼體540之間具有軸向後間隙，標記為「D1」。如圖12所示，D1是左葉輪534的葉片 612和左泵送室544的背面578之間的間隙，其可至少部分地由定子組件520、左泵殼體540 或者定子組件和左泵殼體兩者限定。在泵500操作期間，當轉子組件530相對於定子組件 520軸向移動時，左葉輪534在左泵送室544內軸向移動。血泵500在右葉輪536和右泵殼體550之間具有軸向前間隙，標記為「D2」。前間 隙D2被限定於右葉輪536的支承板620和右泵殼體550上的環形脊630之間，其中，蝸形 面604與限定腔室608的表面相交。間隙D2指示第二葉輪536的葉片622延伸進入腔室 608和移出蝸形室606的程度。間隙D2還指示支承板620和脊630之間限定的環形開口或 者孔徑632的尺寸。孔徑632限定第二葉輪536泵送液體經過蝸形室606所通過的面積。 隨著D2減小，孔徑632的面積由於第二葉輪536的葉片622移動或者延伸出蝸形室606進 入腔室608而減小。反之，隨著D2增大，孔徑632的面積由於第二葉輪536的葉片622移 動或者延伸出腔室608進入蝸形室606而增大。在圖12所示結構中，左泵542性能隨著D1減小而提高，而右泵552性能隨著D2 增大而提高。在血泵500操作期間，由於左泵542和右泵552所產生的流體動力泵送力，轉 子組件530可相對於定子組件520軸向移動或者往返。轉子組件530可在其中D1和D2最 大時的左位置和其中D1和D2最小時的右位置之間軸向移動。當轉子組件530在左和右位置之間軸向移動時，左泵542和右泵552的構造或者 幾何結構發生改變。左葉輪和左泵殼體540的背面578之間的間隙D1隨著左葉輪534軸
15向位置的變化而變化，這改變了左泵542和左泵送室544的構造和幾何結構。右葉輪和右 泵殼體550之間的間隙D2隨著右葉輪536的軸向位置的變化而變化，這改變了孔徑632的 尺寸、右泵送室554的構造和幾何結構以及右泵552的構造或者幾何結構。隨著D1間隙增大且D2間隙減小，第一泵542和第二泵552的液壓輸出減少。因 此，對於給定的泵轉速，隨著葉輪534和536移向定子組件522 (即，減小D1而增大D2)，泵 542和552的液壓輸出，而壓力以及流量相應地增加。反之，隨著葉輪534和536遠離定子 組件522 (即，增大D1而減小D2)，泵542和552的液壓輸出，而壓力以及流量相應地減小。因此，將會理解，對於本發明的血泵500的單電動機、兩級結構，在左泵送級542處 產生增加的壓力和流量的轉子組件530的軸向移動也將在右泵送級552處產生減小的壓力 和流量。類似地，在右泵送級552處產生增加的壓力和流量的轉子組件530的軸向移動也 將在左泵送級542處產生減小的壓力和流量。由此，對於血泵500的任意給定轉速，如果轉 子組件530相對於定子組件520的軸向位置調整至合適的位置，左泵送級542和右泵送級 552的壓力和流量可保持平衡。基於該原理，使用血泵500時，系統和肺壓力及流量特徵可通過調節轉子組件530 的軸向位置來控制。在圖9-12的實施方式中，轉子組件530的軸向位置，進而左泵542和 右泵552的幾何結構或者構造可受到被動控制。在血泵500的被動控制結構中，轉子組件530的軸向位置通過操作期間由左泵542 和右泵552所產生的液壓力被動地或者固有地控制。在操作期間，由控制器執行的控制算法調節泵轉速以提供常規的系統流量。平衡 的系統和肺流量通過調節轉子組件530的軸向位置來實現。轉子組件530的軸向調整由於 左葉輪534和右葉輪536以及液壓而固有地或者自動地發生。參照圖13，泵500轉速的控 制是基於轉速、電功耗和平衡輸出流量之間的特徵數值關係的。在圖13中，淨瓦特等於供 給電動機的電功率減去軸承牽引功率/電動機效率，且通過控制功率減去運行無葉輪的電 動機所需的功率而計算得到，其中，體血管阻抗(SVR) = 500-2000dynesec/cm5，而肺血管阻 抗(PVR) = 100-500dynesec/cm5。而且，在圖13中，KRPM是電動機rpm/1000。響應於轉速 脈衝的電流還將允許估計體血管阻抗，其可相關於功耗隨轉速的變化。由於作用在葉輪534和536的支承板部610和620上的軸向液壓力主要是由泵入 口壓力產生的，所以轉子組件530的軸向位置響應於左入口部592和右入口部602之間的 壓差來調節。隨著轉子組件530軸向位置的調節，如上所述，左泵542和右泵552的幾何結 構和液壓性能改變。這導致左泵542和右泵552的出口流量和壓力、這兩個泵之間流體連 通壓力和流量性能的相應變化或者調整。因此，血泵500配置有自調節轉子組件530，其通 過左泵542和右泵552液壓性能的增加來幫助平衡肺和系統流量、以及心房壓力。當以大間隙操作時，最小泵性能出現在泵送葉片位於軸向間隙(前後間隙相等) 的中間時。因此，可通過軸向移動葉輪534和536來調製性能。左泵542的最大性能出現 在後間隙D1最小時，而右泵552的最大性能出現在前間隙D2最大時。圖9-12的實施方式 中執行的被動控制通過調節間隙D1和D2來調製性能。使用後(內)邊緣調製性能的優點 是，工作於轉子組件上的液壓力可迫使用於被動控制的軸向移動方向正確，因而消除了對 主動軸控制系統的需要。在圖9-12的實施方式中，左泵542配置為具有陡峭的壓力上升對流量特徵，並還經由葉輪葉片間隙D1來調整性能，以便左泵輸出隨著轉動組件移動至圖12中所示的右方 而增大。右泵552配置為通過產生控制葉輪葉片排放的孔徑632來調整性能，輸出隨著轉 動組件移動至右方(圖12)而減小，隨著轉動組件移動至左方而增大。有利地，該結構為自調節的。響應於變化的血管阻抗，轉動的轉子組件530沿最低 入口壓力的方向移動以自動校正左入口 546和右入口 556的入口壓力之間的不平衡。因 此，例如，在由於左心房吸入導致入口阻塞的情況下，左入口壓力下降且轉動的組件移動至 左方，即，低壓力的方向。這導致左泵性能降低同時右泵性能增加，從而自動校正吸入條件。 在右心房吸入的情況下，泵500將類似地且相應地操作以自動調節。從上述本發明的說明中，本領域技術人員將意識到各種改善、變化和修改。這些本 領域內的改善、變化和修改旨在由所附權利要求所涵蓋。
權利要求
一種泵，包括殼體；定子，支撐在所述殼體中；以及轉子組件，其包括轉子，支撐在所述殼體中以繞軸線相對於所述定子轉動；第一葉輪，可操作地耦合至所述轉子的第一軸向端，以繞所述軸線隨所述轉子轉動；以及第二葉輪，可操作地耦合至所述轉子的與所述第一軸向端相對的第二軸向端，以繞所述軸線隨所述轉子轉動；所述轉子組件能夠相對於所述殼體沿所述軸線移動，以調節所述泵的液壓性能特徵。
2.如權利要求1所述的泵，其中，所述轉子是零浮力的，所述轉子組件由於所述零浮力 而對位置姿態不敏感。
3.如權利要求1所述的泵，其中，所述殼體包括第一泵殼體部，其幫助限定其中所述第一葉輪得到支撐以繞所述軸線轉動的第一泵送 室，所述第一葉輪能夠相對於第一泵殼體部沿所述軸線移動；以及第二泵殼體部，其幫助限定其中所述第二葉輪得到支撐以繞所述軸線轉動的第二泵送 室，所述第二葉輪能夠相對於第二泵殼體部沿所述軸線移動；所述第一和第二葉輪在沿所述軸線隨著所述轉子組件相對於所述第一和第二泵殼體 部移動而移動時調節所述泵的液壓性能特徵。
4.如權利要求1所述的泵，進一步包括致動器，所述致動器可致動以調節所述轉子組 件的軸向位置，從而實現所述泵期望的液壓性能特徵。
5.如權利要求4所述的泵，其中，所述致動器包括螺線管。
6.如權利要求3所述的泵，其中，所述第一和第二葉輪中的每一個包括支承板和從所 述支承板徑向延伸的多個葉片，所述葉片具有徑向延伸超過所述支承板的外周的端部。
7.如權利要求6所述的泵，其中第一支承板軸向對準且直接朝向所述第一泵殼體部的第一泵入口，使得作用在第一支 承板上的流體壓力主要是沿所述軸線以第一方向在所述轉子組件上施加軸向液壓力的入 口壓力；以及第二支承板軸線向對準且直接朝向所述第二泵殼體部的第二泵入口，使得作用在第二 支承板上的流體壓力主要是沿所述軸線以相反於第一方向的第二方向在所述轉子組件上 施加軸向液壓力的入口壓力。
8.如權利要求7所述的泵，其中，所述轉子組件在所述殼體中的軸向位置響應於施加 至所述轉子組件上的軸向力而變化。
9.如權利要求7所述的泵，其中，對於給定的泵轉速，所述轉子組件具有如下軸向位 置在該軸向位置，施加在所述第一和第二支承板上的軸向力相等且反向。
10.如權利要求6所述的泵，其中所述第一葉輪所產生的出口壓力主要在所述第一葉輪的葉片的端部生成；以及所述第二葉輪所產生的出口壓力主要在所述第二葉輪的葉片的端部生成。
11.如權利要求6所述的泵，其中，所述第一和第二葉輪的葉片包括帶有低入射入口和徑向排放的主葉片和分流葉片。
12.如權利要求1所述的泵，其中，所述泵被配置為使得作用在所述第一葉輪上的流體 入口壓力沿所述軸線以第一方向施加軸向力至所述轉子組件，而作用在所述第二葉輪上的 流體入口壓力沿所述軸線以相反於所述第一方向的第二方向施加軸向力至所述轉子組件。
13.如權利要求12所述的泵，其中，由作用在所述第一和第二葉輪上的流體入口壓力 施加至所述轉子組件的所述軸向力調節所述轉子組件的軸向位置，以幫助平衡作用在所述 第一和第二葉輪上的流體入口壓力。
14.如權利要求1所述的泵，其中，所述泵的液壓性能通過調節所述第一和第二葉輪至 少之一的葉輪葉片和所述殼體的背面之間的後間隙而得到調節。
15.如權利要求1所述的泵，其中，所述泵的液壓性能通過響應於所述轉子相對於所述 殼體的軸向移動，將所述第一和第二葉輪至少之一移出泵送室且移進相鄰的腔室而得到調 節。
16.如權利要求1所述的泵，其中，所述泵的液壓性能通過響應於所述轉子相對於所述 殼體的軸向移動，調節泵送孔徑的尺寸而得到調節。
17.一種泵，包括電動機，其包括定子和能夠相對於所述定子繞軸線轉動的轉子；第一泵送級，其包括第一泵殼體和能夠在所述第一泵殼體中繞所述軸線隨所述轉子轉 動的第一葉輪；以及第二泵送級，其包括第二泵殼體和能夠在所述第二泵殼體中繞所述軸線隨所述轉子轉 動的第二葉輪；所述泵適於調節所述第一葉輪在所述第一泵殼體中的軸向位置和所述第二葉輪在所 述第二泵殼體中的軸向位置，從而響應於所述第一和第二泵送級之間的入口壓差調節所述 第一和第二泵送級的液壓性能特徵。
18.一種泵，包括電動機，其包括定子和能夠相對於所述定子繞軸線轉動的轉子；第一泵送級，其包括第一泵殼體和能夠在所述第一泵殼體中繞所述軸線隨所述轉子轉 動的第一葉輪；以及第二泵送級，其包括第二泵殼體和能夠在所述第二泵殼體中繞所述軸線隨所述轉子轉 動的第二葉輪；所述第一泵送級被配置為具有隨流量增加而急劇減少的壓力上升，從而所述第一泵送 級流量主要是泵轉速的函數；所述第二泵送級被配置為具有主要是泵轉速的函數且基本與流量無關的壓力上升。
19.一種泵，包括殼體，限定第一和第二泵殼體；轉子，支撐在所述殼體中且能夠繞軸線轉動，所述轉子包括設置在所述第一泵殼體中 的第一葉輪和設置在所述第二泵殼體中的第二葉輪；所述泵被配置為使得作用在所述第一葉輪上的入口壓力沿所述軸線以第一方向相對 於所述殼體移動所述轉子，而作用在所述第二葉輪上的入口壓力沿所述軸線以相反於所述 第一方向的第二方向相對於所述殼體移動所述轉子。
20.如權利要求19所述的泵，其中，所述第一泵殼體和所述第一葉輪幫助限定所述泵 的第一泵送級，而所述第二泵殼體和所述第二葉輪幫助限定所述泵的第二泵送級，所述轉 子沿所述軸線的移動改變所述第一和第二泵送級的液壓性能特徵。
21.一種泵，包括 殼體，限定泵送室；轉子，支撐在所述殼體中且能夠繞軸線轉動，所述轉子包括至少部分地設置在所述泵 送室中的葉輪，所述轉子能夠沿平行於所述軸線的軸向相對於所述殼體移動；所述泵被配置為使得所述轉子的軸向移動促使所述葉輪在所述泵送室和相鄰的腔室 之間軸向移動，以改變所述泵的液壓性能。
全文摘要
泵(10)包括定子殼體(22)、支撐在該殼體中的定子(20)以及轉子組件(30)。轉子組件(30)包括支撐在該殼體中繞軸線(12)相對於定子(20)轉動的轉子(32)。轉子組件(30)還包括第一葉輪(34)，其可操作地耦合至轉子(32)的第一軸向端，以繞軸線(12)隨轉子轉動。轉子組件進一步包括第二葉輪(36)，其可操作地耦合至轉子(32)的相反於第一軸向端的第二軸向端，以繞軸線(12)隨轉子轉動。轉子組件(30)可相對於該殼體沿該軸線移動，以調節該泵(10)的液壓性能特徵。
文檔編號F04D29/42GK101868628SQ200780101656
公開日2010年10月20日 申請日期2007年10月18日 優先權日2007年10月18日
發明者亞歷克斯·馬希耶羅, 倫納德·A·R·郭丁, 大衛·霍瓦斯 申請人:克裡夫蘭診所基金會