第一代血泵曾利用并仍在利用与血液接触的柔性泵送腔。它们不具有 血浸入的轴承，并也不易于形成血栓。优点是它们固有的脉动流。在竞争 用作LVAD(左心室辅助装置)方面，它们的缺点是过大。较新的第二代 增压泵具有高转速叶轮，象Jarvik 2000和Micromed轴流泵那样。它们小 得多，但却具有悬挂刚性电机的接触轴承。大多数第二代泵是较大的离心 型。在轴流式和离心式增压泵中，轴承接触会造成在轴承周边的内侧或附 近形成不期望的血块。这种泵不适于长时间可靠使用。在增压泵中的主要 改进是最近作出的加入非接触轴承来消除形成血栓的这个主要遗留问题的 改进。它们被认为是第三代增压泵。液力血浸没轴承和磁性轴承是本领域 的当前状态并且正处于发展之中。目前，还没有第三代泵得到美国FDA 批准予以普通使用。Incorel(商标)(柏林心脏公司，柏林，德国)最近 收到了在欧洲销售的EU批准标志(Seal of Approval)。该泵具有完全磁性悬 浮的转子。
以“磁性悬浮血泵”为题的Goldowsky专利第6,527,699号公开了一 种类似的并且更小的第三代轴流式微型增压泵，它的转子在轴向和径向利 用边缘环非接触磁性轴承得以悬挂。该轴承径向上是被动的，而轴向上不 稳定。用一个主动控制系统来在轴向上稳定轴承并吸收转子的轴向压力。 通过进行虚拟零功率反馈控制来测量转子轴向位置可以测得泵的压差(生 理性控制可以基于这个压差进行)。这是一种“智能”磁性轴承。
第三代泵的缺点是需要一个电子控制系统来稳定磁性轴承。这就需要 在植入的装置中珍贵的空间，尤其是对于儿童和身材小的成人。泵的尺寸 需要最小化，并且这也会减少感染。控制电子器件会导致不可靠，更不用 说它们的额外成本了。在上面Goldwsky专利中，一旦控制系统失效，提 供了后备的机械轴向推力轴承或销。由于在本发明中不存在会失效的轴承 电子器件，因此，本发明不需要这些后备设施。在本发明中去除了带有控 制系统的主动控制转子是明显有益的，并且扩展了现有技术。因此，本发 明的首要目的是发明一种用于轴流式以及离心式增压血泵的被动转子悬 挂，并且提供测量LVAD压差的固有能力。这应称为第四代泵。
一些增压泵采用径向液力轴颈轴承，这种轴承消除了接触。其示例为 Cleveland Clinic(克里夫兰，俄亥俄洲)离心式Coraid(商标)。在叶轮上 的轴向推力利用电机的被动磁抗力来吸收。在他们发表或授予专利的文献 中没有教导监控叶轮轴向位置作为压差的度量方法。
一些泵利用具有径向载荷能力的液力轴颈轴承，如上面所述的，但是 用轴向液力推力轴承或不期望的接触轴承来控制轴向力。带有全部液力轴 承的这种泵的示例为VentraAssist(商标)离心泵(Ventractor有限公司，悉 尼，澳大利亚)。它不测量转子轴向位置或压差。径向磁性轴承泵试图采用 轴向液力推力轴承。为了不损害血液，液力推力轴承带来很困难的设计约 束。它们典型为1mil(0.001英寸)的小间隙特有地呈现出高血液剪切 力，而这种高血液剪切力造成溶血，具有潜在的凝结危险。这种小间隙难 于被充分冲洗来消除血栓形成。如果液力推力轴承工作，它的轴向偏移非 常小(在典型的0-150mmHg的压差下)，以至于不能够可靠测得这个偏移 并且不能精确确定压差。而且，轴承的刚性取决于血液粘稠度，因此它的 标定不恒定，并有所变化。在本发明中，利用被动磁性推力轴承克服了这 些缺点，该被动磁性推力轴承具有相当大的轴向偏移，这个偏移可以容易 并精确地测得，而与血液特性无关。
在轴流式和离心式泵中完全非接触磁性悬挂已经成为一个成功的方 法。例如，犹他大学(美国盐湖城)HeartQuest(商标)离心泵采用被动 径向磁体来支撑叶轮。然而，该叶轮在轴向上不稳定，因此，使用主动电 子轴向控制。它们并没有教导监控转子轴向位置来确定压差。成功的轴流 泵的示例是Incore 1(商标)(柏林心脏公司，柏林，德国)。在磁性上它 与上面引用的Goldowsky专利类似，但是它有四倍大，并且没有声称固有 地获取压差。
Ernshaw法则(大约十九世纪)规定：刚性体不能够在所有轴上被动 地完全磁性悬浮。必须有至少一个不稳定的轴，并且这个轴需要主动控制 来使之稳定。上述泵就是它的示例。由于控制系统要具有不期望的电子器 件，因此，具有主动或被动型磁性轴承的完全磁性悬浮转子在简单性和可 靠性方面不是终极的。

于是，本发明具有三个首要目的。一个是提供一种完全被动的非接触 转子悬挂(不需要控制电子器件)。另一目的是提供一种轴向推力轴承， 该轴承具有充分的偏移并具有与血液特性无关的被动恢复刚性，以在不接 触的前提下吸收转子轴向力。第三个目的是容易测量转子轴向位置来获得 LVAD压差的能力。
本发明的其他目的是提供一种非常小且受力能力高(high force capacity) 的磁性推力轴承结构，该轴承轴对称。推力轴承的另一目的是屏蔽它的磁 场而使之不与电机干涉，并提供线性恢复力特性。另一目的是不寻常大的 径向和轴向间隙，该间隙导致较低的溶血(红血球损坏)，可以容易清洗 而消除血栓。另一目的是对液力径向轴承提供强制压力冲洗，来避免其中 的淤积和凝块。另一目的是对液力轴承提供单向高压冲洗，来消除在轴承 间隙中和在轴承出口和入口处血液停滞和回流。
本发明的另一重要目的是通过包括一个“智能推力轴承”(作为变送 器以及轴承的一种轴承)来可靠并精确探测压差。压差可以不仅作为产生 模拟自然心脏的悸动流的基础，而且作为响应锻炼程度而提供生理流控制 的基础。再一目的是(至少部分)基于泵压差通过探测和避免泵入口处的 不利吸力来以安全方式实现生理控制。
另一目的是通过减少微血栓(micro-emboli)现象的产生来改进为长时间 使用(多年)而设计的增压泵的技术状态。这个现象在现有技术增压泵的 设计中还没有解决。通过消除血液穿过叶片尖端的泄漏来提高小型轴流增 压泵的液压效率也是本发明的目的。本发明的一个关键目的是以最少的电 子器件实现LVAD机械简单性方面的最终目标，因为，简单会提高可靠 性。简单性还降低生产成本，这对于满足大规模销售来说是有利的。
本发明的这些和其他目的在利用被动非接触智能轴承悬挂的增压血泵 的结构中给出。本发明创造一种混合轴承，它并非是一个完全磁性悬挂。 由于本发明不采用纯的磁性悬浮转子，因此该转子可以完全被动，而不破 坏Ernshaw法则。本发明利用机械液力轴颈轴承来径向悬挂转子；这些类 型的轴承在第三代泵中有所应用。本悬挂的磁性部分仅在于轴向上，并且 在这个轴向上采用被动磁体。对于提高病人的生活质量来说，非常希望提 供悸动流(使血栓形成最少并增加器官的血液灌注)以及生理流量控制 (响应于锻炼程度)。这种磁体对的被动轴向推力轴承刚性使得转子的轴 向偏移可以定制并且相当大，用来精确测量(同时，轴承可以吸收振动， 而不会造成接触)。通过具有一个“智能轴承”来监控转子轴向位置使可 以监控LVAD压差的一种措施，而生理控制至少可以局部基于这个压差进 行。在上面引用的Goldosky专利中要求保护利用压差控制。在Giridharan 等人的学术论文中记载了这是控制增压泵的一种实用方式，该论文的题目 为“无刷直流轴流心室辅助装置的建模和控制”，发表于ASAIO年报， 2002年第3号第48卷。
附图说明
本发明按照优选和示例性的实施例与附加的目的和优点一起在下面详 细描述和附图中得以说明，图中：
图1是一个通过优选的圆柱形轴流增压泵的纵向横截面。图1呈现出 有限的细节，但是具有Goldowsky专利第6,527,699号的图1中所示的类 似轴流泵的主要元件；
图2和2A分别是普通轴向磁化磁体和从它两端发出的磁场的端视图 和纵向横截面图；
图3和3A分别示出通过带有磁通量屏蔽帽的永久磁性推力轴承的端 视图和局部纵向横截面图，其类似于图1中所示出的，但另外还具有内边 缘；
图4和4A分别示出利用径向磁化磁体或磁性段的推力轴承的端视图 和纵向横截面图，而没有磁通量屏蔽帽；
图5和5A分别示出带有边缘环的另一替代性推力轴承的端视图和局 部纵向剖面图，但是没有磁通量屏蔽帽；
图6和6A分别示出轴颈轴承的纵向视图和端视图，表明了轴承和在 其一端的整体螺旋泵，承载部分的长度用L标记；
图7是通过液力轴承的轴颈的纵向横截面图，该轴承被供给血液到中 心沟槽；
图8是通过类似于图1的轴流泵的局部纵剖面，但是利用了一个免接 触静液推力轴承，它采用一个整体的螺旋泵；
图8A是图8所示的螺旋泵的螺纹的未剖开的放大视图；
图9示出针对图8所示的螺旋泵的压力相对于流量的螺旋泵典型特性 流量曲线。

为了更好地描述本发明的主要元件，图1中仅示出了轴流增压泵的主 要部件。图中示出了轴流式泵，但这并不意味受限于此。相同的轴承悬挂 也可以应用到离心式增压泵中。这在上面引用的Goldowsky专利中有所说 明。
泵的转子总地描绘为零件18。它包括螺旋叶轮叶片11、圆形的轴承 零件2、在每端处的磁体推力轴承，零件4和4′、薄窗10和10′、无刷电 机电枢磁体零件13、以及血液流动导引孔14，该导引孔14用来冲洗在每 端处的转子间隙。在转子中采用中心轴孔来获得间隙冲洗流的概念包含在 Goldowsky的美国专利第6,716,157号中，该专利名称为“改进的磁性悬浮 血泵”，授权日期为2004年4月6日。磁体组件由薄(一般0.010厚)的 钛或血液亲和性的蓝宝石窗零件10气密密封。轴承由径向血液间隙3与 泵的圆柱形壳体1隔开，它们相结合形成一个传统的液力轴承。转子在每 一端处具有较大的轴向血液间隙5和5′。电机的无刷绕组12围绕泵的壳 体，并且被整流来转动转子。
出口定子零件8具有多个固定的、流动调直叶片9，它们安装到泵的 壳体1上。入口定子17由流动入口叶片15固定到泵的壳体上。每个定子 容纳一个推力轴承磁体组件，该组件大体标识为零件4。在磁体中的中心 孔是可选的，但是由于它对于轴承4与它的共线配对轴承4′彼此相同来说 是优选的，而在图中示出。推力轴承4′优选地如图所示位于转子的每一端 处，来获得双向受力能力。然而，在LVAD入口处的仅一个推力轴承对是 至关重要的，以便保持指向泵入口的不同泵压。从每对磁体发出的磁场的 轴向对称部分彼此相对，形成排斥力。在图2-5中用虚线示出了典型的相 抵区域(相匹配的配对轴承未示出)。在每一端，转子在相对的轴向方向 上被推斥。这使得转子在轴向载荷下找到一个稳定的中心位置。推力轴承 是轴对称的，以允许转动，并且由于对称，而转动可以以很低的涡流损失 实现。
位置传感器16利用转子窗零件10作为一个目标，以监视转子的轴向 位置。优选的传感器是小型的超声波探针(通常直径2mm)，该探针在5 -15MHz下工作，以便在血液中衰减较低。它对于从推力轴承和电机中发 出的杂散磁场不敏感。与血液相接触的探针尖端具有钻石状涂层，用于血 液亲和性。这个传感器只需要一个平的窗面，以便它的声波从其上反射。 在工作中，探针产生短簇声音(脉冲)，然后监视返回脉冲的飞行时间， 来确定目标范围。在已知声音在血液中的速度的情况下，可以计算出这个 范围，该速度与血液的粘度和成分无关，并因此赋予了稳定的性能。由于 血液大部分为水，因此，音速接近于纯水，并且几乎与血液类型和特性无 关。传感器不会漂移并且长时间稳定，这是作为血泵长时间使用的一个关 键需求。这个小型超声波传感器是优选的，并且在以“自标定线性位置传 感器”为题的Goldowsky专利6,190,319中要求保护。
也可以使用其他类型的传感器，如涡流、磁性和电容类型的，但是所 使用的传感器窗和目标材料必须与传感器兼容。位置传感器可以方便地位 于泵的轴线上或偏离轴线，只要它可以探测到目标，来测量转子的位置即 可。图l中示出了偏离轴线的位置，这是因为这个优选的转子在轴线上具 有一个血液冲洗孔，并且对于这种小直径变送器来说，这个孔是个不稳定 的目标。
血液导管14可以是内径大约1-2mm的钛管。直径的选择将控制所期 望的冲洗流量。为了血液亲和性缘故，该导管可以是钛管。它以LVAD压 差(通常为100mmHg)串联转子间隙5和5′。所导致的流动主动以新鲜 血液冲洗两个间隙，来避免血栓。在每个间隙5和5′中产生一定程度的离 心压力，但是它们相等并指向相反，从而它们效果抵消。泵的压差是主动 冲洗这些间隙的主驱动力。这在以“改进的磁性悬浮血泵”为题的2004 年4月6日授权的Goldowsky美国专利6,716,157中加以详细讨论。
本发明的两个主要元件是被动磁性推力轴承和紧凑的液力旋转轴颈轴 承。首先描述推力轴承的细节，这是因为它是应用到血泵上的新技术。图 1示出轴向磁化的圆柱形磁体7。为了非常高的磁强度以及对退磁载荷非 常高的耐力，优选地是钕铁硼或钐钴，其中该退磁载荷是由与它成对的相 对磁体施加于其上的。铁或优选高饱和钒-帕明杜尔铁钴系高磁导率合金 制成的圆柱形帽6围绕该磁体。帽限制磁体的磁通量，并基本上较少杂散 磁场，否则该杂散磁场会干涉电机电枢磁体18且反之亦然，尤其在希望 推力轴承靠近电机磁体来使转子长度最小的微型泵中。图3示出从类似几 何形状的推力轴承发出(虚线示出)的轴向抵抗区域。在图1中，帽在其 外径处终止为一个薄边缘环零件6，该零件用来将磁通量会聚到一个更高 的程度(大于单纯磁体本身所能获得的)。这个磁通量以非常小的尺寸产 生一个比单纯磁体本身所能获得的更强的排斥力(正比于间隙磁通量密度 的平方)。图2和2A示出从纯磁体发出的逃逸或杂散磁场。它发出的轴向 磁场较弱，并且它的轴向力与使用边缘环时相比较小。边缘环非常适于减 小轴承尺寸，而这是在小型泵中所需要的。
图3示出推力轴承的几何形状，其中第二边缘环位于中心附近。磁场 从右端发出，并且在匹配的轴承与其面对时，两个磁场抵抗并排斥。它们 越靠近，则轴向上稳定作用的排斥力越大，如同机械弹簧(负刚度)一 样。然而，与机械弹簧不同的是，这对轴承相互之间径向不稳定(正刚 度)。转子在每个推力轴承处试图“踢开”。
在图3的边缘气隙中磁通量比图1所示的推力轴承的边缘气隙中会聚 得更高。这是由于内边缘比外边缘的横截面积小，具有相同量的磁通量， 因此，它的磁通量密度更高。在性能上，图3的轴承比图1的更优选，但 是它需要额外的内边缘。
液力轴颈轴承在径向上被设计成非常“硬”，以轻易承受(support)转子 推力轴承的径向不稳定性。过大的推力轴承轴向刚性并非有益，这是因为 载荷下轴向偏移会过小而不能轻易测得，并因为它的径向不稳定性刚性变 得不期望地高。为了共振的原因，对轴颈轴承和推力轴承刚性加以限制。
这些推力轴承的结构实现了便于冲洗的大间隙以及大的轴向偏移。使 用大的间隙5和5′可以吸收大冲击载荷的能量，而不会导致接触，即使对 于相对低的轴向刚性来说也是如此。通常间隙可以为0.3-3mm，而轴向刚 性可以在20-200lb/in范围内轻易定夺。
用在图1、3和5的轴承中的铁帽的另一优点在于优异的轴向力线性 度。对于用来动态分析的转子来说，恒定的轴向刚性是有益的。对于压差 变送器来说，线性力偏移特性也是有利的，以便于标定。一对普通磁体 (图2中示出单独一个磁体)由于它具有非线性或指数变化的力而并不是 理想的。对于相同的刚性和载荷能力来说，它也非常大，并且它具有不期 望的杂散磁场，这对于小型化和小泵来说是不利的。
然而，图1、2、2A、3和3A示出单独一个轴向磁化磁体零件7，图 4和4A中的轴承的构造利用若干个径向磁化的磁体段。这是获得径向磁 化稀土磁体的传统方式(一块径向磁体就可以了)。薄的环形铁环6″位于 直径的外侧和内侧，来捕获磁铁的通量。中心孔(如图1中零件14所 示)允许血液流过。这种结构由于如图所示在左端附近穿过泄漏通量并且 该泄漏通量被浪费掉而在磁性上并非高效。这可以利用更长的磁体加以补 偿。
图5和5A结构与图1类似，具有一个轴向磁体，但是不具有一个完 整的帽，来屏蔽磁场。一些磁场如图所示在外径附近轴向分出而被浪费 掉。加入一个内边缘环6来会聚剩余的磁通量，以增大作用力。外边缘环 和内边缘环都有助于排斥力，内部的那个通常对图3、3A、4、4A、5和 5A中的轴向力贡献最大。
现在关注焦点指向图1中液力轴颈轴承零件2的设计。轴承组件包括 薄圆柱形的轴承套管2，该套管2沿轴向在圆形轴颈1中旋转，它与轴颈 由血液浸渍的径向轴承间隙3隔开。轴承的位置优选在叶轮叶片的外侧， 并围绕叶轮叶片，以便消除在叶片11的外径处的血液间隙，并且不占据 为转子轮毂内的电子磁体所保留的空间。在如同Jarvik2000那样的传统轴 流泵中的叶片间隙必须做得较小，以减少通过它们的反向泄漏或泵的效率 受损。对于小泵来说，尤其是对于那些为儿童设计的泵来说，这一点是最 重要的。然而，过小的间隙呈现出高剪切力，并产生溶血，从而产生在末 梢器官中存在的微血栓现象。此间隙在本发明中得到消除。叶轮叶片的外 径粘接到轴承套筒2的内径上或与之一体形成。不存在间隙显著地改善了 泵的液压效率，有益地减小了泵的功率。壳体的孔是直的、刚性的并适于 作为轴颈。
轴承间隙3尺寸确定成在泵的工作转速下足够大，以呈现出溶血以下 (sub-hemolytic)的剪切应力，这可以减少溶血。然而，这个间隙必须足够 小，以便在LVAD的转速工作范围内对于可变的血液粘度产生所需的负载 能力和径向刚性。对于低功耗来说间隙较大是有益的。这些限制在本发明 中得以满足。对于通常在7000-20000rpm下工作的轴流式泵来说，实际工 作间隙落在大到2mm的范围内。液力轴承的这种设计(间隙、直径和长 度)必须与叶轮和工作转速相适应。另一方面，离心式增压泵通常在更低 的转速(1500-3000rpm)下工作。这需要使用较小的间隙。
为了轴颈轴承可以令人满意地在血液中工作，仅仅针对负载能力来设 计是不充分的。必须确保在间隙中没有滞留区，否则血液会凝块。为了免 于凝块，试验上已经证明在压力下将新鲜血液供给到轴承来冲洗间隙可以 消除滞留区域和血栓形成区域。图6和6A示出一轴承，该轴承在一端部 20集成一个产生压力的螺旋泵，并具有长度L的承载部分19。这类似于 Goldowsky专利5,924,975(线性液力血泵)和6,436,027(液力血泵)中所 示的。图6、6A是本轴承的优选设计。仅需要一个较短的泵部分20，尤 其在轴流式增压泵中，这是因为转速很高。
螺旋泵由多头(multiple starts)的浅螺旋形螺纹构成。血液沿着螺纹沟 槽被粘性泵送，该螺纹沟槽被设计成产生超过LVAD出口压力的压力 (LVAD压力一般为120mmHg)。螺纹只需要几mil深，使得套筒2较薄 而占用较少空间。这产生了一个通过轴承的连续液流，来连续冲洗轴承。 螺旋泵优选地位于低压处的泵入口附近。螺旋泵将血液沿一个方向泵入轴 颈轴承间隙，并且血液在轴承间隙出口处离开而与LVAD血液混合。由于 LVAD的大量血液是在与间隙液流相同的方向上，因此，两股血液混合， 而不会产生回流或倒流。由此，朝向LVAD出口的间隙液流消除了滞留区 域，从而确保在轴承间隙入口和出口处不形成血栓。螺旋泵流量被设计成 足够大，从而血液不会在轴承中变热，以确保一个充分安全的因素，来在 LVAD的所有工作条件下冲洗间隙。
如果不使用(一些类型)的压力泵来冲洗轴颈轴承间隙，那么就必须 考虑液力轴承将试图将流体泵出两端的现象。如果不供给流体，那么流体 将滞留在轴承中，并且如果该流体是血液的话，它将凝结。传统上，在不 是为血液设计的泵中，使用流体沟槽(或进入孔)，并且该流体沟槽位于 轴颈的中心。该沟槽允许流体被动吸入。在内燃机中，流体由外界油泵在 压力下供给。这有可能在本发明中得以实现。可以使用足够的大以允许新 鲜血液从LVAD总体流动(优选地在更高压力的出口处)穿行到轴颈中的 沟槽内的管。这个管22在图7中示意性示出。轴颈沟槽零件21一般对着 360度，以使得负载能力在角度方向上对称，并且冲洗所有区域。沟槽底 部的箭头表示当存在轴承流时，血液从沟槽中流出而向轴承每端所处位置 流动。管另外可以是壳体1的侧壁中的孔，但是对于薄壁来说这是不可行 的，除非侧壁局部加厚。然而，与利用一个整体的泵来在轴承端部处供给 加压流体相比，利用一个中心沟槽并非优选。中心沟槽由于缩短的轴承有 效长度L而不利地减小了轴承负载能力。这需要增加轴承的长度来进行补 偿。沟槽还趋向于成为造成凝结的滞留区，同时轴承出现早期故障。
如图6中所示诸如螺旋泵位于液力轴承19端部处的整体式紧凑泵已 经可靠地用于血液中，而对血液损害很小。这是冲洗轴承的理想解决方 案。通过将泵放置在轴承的一端，以L标记的圆柱形轴承部分19的长度 可以最大，并且不会象螺旋泵位于轴承中间那样被断开。端部位置提供了 更长的有效承载长度，这使得负载能力最大，并且这允许使用更大的径向 间隙。更大的间隙可以减小血液剪切应力并更不易于出现溶血。对于该轴 承来说，所设计的整体式液力轴承/螺旋泵中的溶血程度呈现出比只有液力 轴承的增压泵的特性(5mg/dl)低25倍(0.2)的程度。
需要高压来从一端冲洗间隙，从而流量可以稳定并且充足。如果不使 用压力泵来冲洗轴承间隙，那么可以利用LVAD压差本身(间隙流将朝向 LVAD入口)，该压差只大约为100mmHg。只有在轴承的内部液压泵送效 果被设计成较低时，该间隙才能利用这个相对低的压力完全冲洗。这个内 部压力可以是相当大的。它是由转动轴承所产生的，并且必须考虑在内。 否则，在轴承中将存在滞留区，并且血液将凝结，而导致轴承失效。利用 具有足够压力和流量的加压螺旋泵可以避免这个问题，它是非接触的，并 且它自动与轴承工作。
如果仅采用LVAD压差来冲洗轴承，存在另一个不期望的现象。在轴 承中的间隙液流然后朝向LVAD入口，但是总体的LVAD液流朝向出口。 当间隙液流进入轴颈轴承时，将形成带有滞留区的流体漩涡，这是由于液 流必须反向的缘故。这发生在血液进入和离开间隙的轴承两端处，带来产 生血栓或凝结以及产生微血栓的潜在危险。另外，如果血液被供给到中心 沟槽，在LVAD入口处，间隙液流与泵送液流相对，这会导致血栓或微血 栓。
因此，无泵冲洗具有血液动力可靠性问题。将轴承间隙液流引向 LVAD出口的单向螺旋泵是最佳的。它消除了这个问题，并且将提供上乘 的长时间血液动力可靠性。
已经如此描述了优选的本发明，图8中示出了另一个没有磁体的推力 轴承。这是一个静液推力轴承，该轴承设计为在一个方向上保持由泵的压 差所施加的轴向载荷。它具有所期望那么稳定的负轴向刚性，具有远大于 液力推力轴承中的偏移。在LVAD压载荷下它的轴向偏移可以利用讨论过 的优选超声波传感器精确测得。在以“自加压轴颈轴承组件”为题的 Goldowsky专利5,713,670中公开了用来将冷却油或冷却水传送到电子芯片 上的具有静液推力轴承的轴颈轴承，但是它不能被制作成在血液中工作， 但是存在类似之处。
入口定子17(或者出口定子)利用一个安装上的静态螺旋运输器 23，它具有一单头或多头螺纹。在图8A中为了清楚而将它放大。螺纹顶 面28可长可短。螺纹沟槽29一般是平底的，而且为了得以良好冲洗而采 用角部半径30。运输器直径足够小，而不会明显占据电机电枢磁体中的空 间，而电机电枢磁体可以做得更长来加以补偿。另外，圆柱形通道14可 以具有一个内螺旋形螺纹，在这种情况下，采用一个圆形销。另外，运输 器的轴可以在两端得以支撑。运输器位于转子中心线上，具有一径向间隙 24，该径向间隙24不会由于液力轴承2的刚性而接触，其中液力轴承2 的间隙为3。转子的转动迫使血液流动，并且血液的压力沿着运输器的螺 旋沟槽(朝LVAD入口)增大。血液从与LVAD总体液流相连通的大间隙 G2进入运输器。通过G2存在很小的压力降。因此，PL几乎与转子出口 压力相等。这种串行流动如箭头26和26′所示冲洗间隙G2，带有倒圆的 尖角的流动引导器27可以消除紊流，并使得液流平稳进入中心导管14。 它还是一个止挡来确保在泵初始起动阶段间隙G2较大，从而转子最初朝 LVAD入口轴向提升。
运输器的尖端可以是一个偏心的点，以便非对称地使液流转向，而不 会出现滞留点，如同零件27的结构一样。在进入间隙G1的螺旋泵出口 处，通过螺旋泵23将PL增大到更高的值PH。间隙G1远小于间隙G2， 由此成为螺旋泵上的主要流动阻力。它足够大而处于溶血之下。G1借助 于其中的高压形成一个静液推力轴承。它的推力轴承面积等于转子轮毂的 端面面积(如图所示，优选地在两端相同)。
间隙G1向较低的LVAD入口压力排出血液26′。(作用在转子表面G1 上的平均压力减去作用在转子表面G2上的压力PL)被转子轮毂面积乘， 得到向LVAD出口作用的推力轴承净作用力。这平衡了在转子(包括它的 叶轮叶片)上的整个压差作用力。螺旋泵和推力轴承的这种独特结合或系 统利用液力反馈自动调节转子间隙G1，直到推力轴承的力等于外部施加 的转子力为止。这种转子轴向位置的自动调节可以用位置传感器测得，而 通过被转子的有效面积除，可以从这个测量值中算出压差。
由于负斜率(压力P对流量Q)是在螺旋泵23的特性曲线中固有 的，因此存在一个驱使转子误差位置为零的反馈系统。图9中示出了示意 性螺旋泵曲线。这两个曲线是线性的，且上面一条曲线处于更高转速下。 这些曲线是平行的，并且作为转速的函数线性间隔开。当螺旋泵流量Q是 最大值(Qmax)时，产生零压力升高，而当Q是零时，产生最大压力升 高。流量Q在给定压力P处的值以虚线示出，该虚线给出了一个典型的工 作点；并因此产生工作间隙G1，该工作间隙G1示于下面的水平标尺上。 当G1为零时，不会产生液流，当G1是某个最大值时，压力P掉到零。 G2总是较大，即使在轴承提升并不起作用时。
反馈是稳定的。应指出，如果对于转子上的给定载荷G1变得更小， 那么P会升高而迫使G1增大。如果G1增大过大，P将降低，并因此推力 轴承的作用力降低。这会减小G1。在平衡点处，G1达到稳定状态值并且 不再变化。所有这些快速发生，使得瞬时压差可得以测量。
这个压力变送器提供了一种确定入口吸力发生的措施，因此可以避免 入口吸力。在压差中快速升高的尖峰(spike)及其大小是这种入口吸力的特 征。避免这种入口吸力对于用悸动流获得安全的生理控制至关重要。恒定 转速的LVAD由于它们的流量可以恒定设置且不必提供悸动流而问题少得 多。这种瞬时压力变送器允许测量病人跳动的心脏(以及心脏的恢复状 态)所产生的压力，而与LVAD所产生的悸动压力(可以编程使之处于不 同的频率下)无关。而且，通过利用循环转速变化将心脏收缩和舒张压力 保持在预设基准值，可以提供一种响应锻炼而自动流量控制的措施。这些 方法在Goldowsky对于完全磁性悬浮泵的专利6,527,699中要求保护。
螺旋泵通过沿着螺纹泵送流体(血液)而工作，它的总流量理论上与 流体粘度无关。然而，在螺纹上，向前的总流量会由于向回泄漏而减小， 这取决于血液粘度(对于穿过螺纹的层流而言)。向后的层流可以通过利 用长的螺纹顶面28替代具有不期望高的剪切应力的小间隙来变得非常 小。为了实现这个目的，长度长的螺旋泵是有利的(一系列螺纹顶面的总 长度长)，这是由于在这个优选结构中，存在用于螺旋泵的空间。也可以 选择使用较大的间隙24，但具有短的螺纹顶面，来产生孔流。孔口回流与 粘度无关。因此，显然推力轴承标定可以做得对血液粘度(血液粘度随着 血细胞比容变化)不敏感，以便可靠地长时间使用。
所提出的推力轴承(力-偏移)特性是线性的，这是因为采用了一个 线性负载的直线螺旋泵作为压力源(P对Q是线性的)。然而，必须使用 转速，来获知哪一条泵的特性曲线起作用。这给出标定转子位移所需的最 后一段实时信息。如果离心式泵取代螺旋泵用作压力源，那么如同图1中 那样采用普通的中心孔14。P对Q的曲线对于离心泵来说是非线性的，并 且压力取决于转速的平方升高。离心式泵由于它的特性曲线对血液粘度不 敏感而是可以使用的(如果在负斜率上使用)。在本发明中，通过在转子 上间隙G1中提供多个小叶片，整体形成离心泵。这在以“磁性血泵”为 题的Goldowsky专利6,527,699的图16中示出，来冲洗转子的轴承间隙。
在推力轴承反作用之前施加了较大的轴向冲击载荷的情况下，或者稳 定载荷超过推力轴承的容量时，转子将接触端部定子，即使是暂时性的。 一般具有钛的表面，并且该表面可以覆盖血液亲和性钻石形碳，来提供低 摩擦力和高硬度，从而避免损坏。在图1的优选实施例中，为了安全起 见，应该采用这种涂层或其他涂层。
在此所描述的被认为是本发明的优选且示例性实施例，但是，从在此 的教导中本领域技术人员可以理解到其他的改进，因此，所附权利要求中 要确保的是所有改进都落入本发明的精髓和范围内。