本實(shí)用新型屬于醫(yī)療器械領(lǐng)域，尤其涉及一種柔性傳動(dòng)系統(tǒng)、經(jīng)皮輔助泵血裝置及血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

心臟是維持全身有效血液循環(huán)和氧輸送的動(dòng)力來源，如果發(fā)生急性心梗(AMI)、心力衰竭(HF)及心源性休克(CS)等原因?qū)е碌男呐K功能下降，不能滿足組織代謝的需求，將會(huì)危及患者的生命。對(duì)這些患者的治療方法，一般可分為病因性治療和支持性治療兩個(gè)方面，但病因性治療和循環(huán)支持在治療過程中是密切相關(guān)的。一般來說，病因分析需要時(shí)間，治療見效也需要時(shí)間，但循環(huán)支持對(duì)血流動(dòng)力學(xué)的恢復(fù)往往立竿見影，關(guān)鍵是能為病因治療贏得時(shí)間。因此，人們一直在尋找使用機(jī)械的方法去部分或全部替代心臟功能，使心臟得以休息并減少耗氧，改善心肌供血，促進(jìn)心臟恢復(fù)。

過去數(shù)十年來，已經(jīng)開發(fā)了許多用于代替心臟泵血的輔助裝置(此部分統(tǒng)稱“血泵”)。早期的血泵都采用具有仿生性的隔膜泵，但由于體積原因，臨床使用創(chuàng)傷大，并發(fā)癥多，手術(shù)預(yù)后不佳。20世紀(jì)80年代連續(xù)流血泵的出現(xiàn)，使血泵體積減小成為可能，90年代以來，經(jīng)外科植入左心室輔助裝置(Left ventricular assistant device,LVAD)不斷改進(jìn)，在有效性、安全性和減少并發(fā)癥方面有提高，對(duì)重度和藥物難治性心衰患者而言，經(jīng)外科植入心室輔助裝置，在歐美已經(jīng)成為心臟移植手術(shù)的有益補(bǔ)充。

但是，外科手術(shù)植入心室輔助裝置植入和撤出均非常復(fù)雜，當(dāng)應(yīng)用于需要快速穩(wěn)定血流動(dòng)力學(xué)的場(chǎng)景，或者心臟功能理論上是可恢復(fù)，完成臨時(shí)循環(huán)支持后需要方便撤出的場(chǎng)景，應(yīng)用外科手術(shù)植入心室輔助裝置就會(huì)受到限制。因此，就需要左心室輔助裝置經(jīng)皮插入。

US5,911,685專利公開了體內(nèi)電機(jī)驅(qū)動(dòng)的經(jīng)皮植入左心室輔助產(chǎn)品技術(shù)，用于心源性休克患者血流動(dòng)力學(xué)的快速穩(wěn)定。

體內(nèi)電機(jī)的存在增加了體內(nèi)剛體的長度，另一方面電機(jī)高速旋轉(zhuǎn)時(shí)造成血液溫 升的風(fēng)險(xiǎn)，電機(jī)如果發(fā)生漏電，可能會(huì)造成危害心臟的電擊事件。

當(dāng)LVAD的驅(qū)動(dòng)電機(jī)位于體外時(shí)，由于血管解剖結(jié)構(gòu)的原因，電機(jī)與泵血部件-葉輪一般不能通過剛性軸連接，該產(chǎn)品的一般使用過程是經(jīng)股動(dòng)脈穿刺，經(jīng)過腹主動(dòng)脈、胸主動(dòng)脈和主動(dòng)脈弓進(jìn)入左心室，為滿足穿刺植入的要求，泵血部件的外徑在14F之內(nèi)，在此直徑下，要實(shí)現(xiàn)2.5L/min的流量，葉輪轉(zhuǎn)速應(yīng)該在每分鐘1萬轉(zhuǎn)以上，更極限的情況，轉(zhuǎn)速可能在每分鐘5萬轉(zhuǎn)以上。柔性驅(qū)動(dòng)軸的主要功能是將電機(jī)的扭矩傳遞給旋轉(zhuǎn)工作機(jī)構(gòu)，如泵血葉輪等。在此過程中，柔性驅(qū)動(dòng)軸承受一定的剪切力，如果柔性驅(qū)動(dòng)軸承受的實(shí)際剪切強(qiáng)度大于材料的極限抗剪切強(qiáng)度，柔性驅(qū)動(dòng)軸將發(fā)生斷裂。

本實(shí)用新型所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)位于體外電機(jī)和葉輪之間。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)的長徑之比在160倍以上。本實(shí)用新型所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)由柔性驅(qū)動(dòng)軸和鞘管組成，柔性驅(qū)動(dòng)軸位于內(nèi)層，鞘管位于柔性驅(qū)動(dòng)軸外側(cè)，鞘管至少由一層的中空鞘管組成，鞘管可以為連續(xù)擠出的高分子管材，也可以為金屬絲或高分子纖維編織的中空管狀物組成，或者由上述材料復(fù)合而成。

柔性驅(qū)動(dòng)軸在鞘管內(nèi)高速旋轉(zhuǎn)時(shí)，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)容易產(chǎn)生劇烈的振動(dòng)。產(chǎn)生振動(dòng)的原因：一方面是柔性驅(qū)動(dòng)軸旋轉(zhuǎn)時(shí)與鞘管之間的摩擦，另一方面是柔性驅(qū)動(dòng)軸的柔性系數(shù)非常高，在旋轉(zhuǎn)時(shí)，將產(chǎn)生非常大的擺動(dòng)，柔性驅(qū)動(dòng)軸擺動(dòng)時(shí)敲擊或撞擊鞘管，使包括定子在內(nèi)的傳動(dòng)系統(tǒng)產(chǎn)生一定幅度和頻率的振動(dòng)。

灌注液體的存在，能有效減少柔性驅(qū)動(dòng)軸和鞘管的摩擦，以減少由于摩擦帶來的振動(dòng)和噪音，但無法解決柔性驅(qū)動(dòng)軸擺動(dòng)時(shí)撞擊鞘管產(chǎn)生的振動(dòng)。傳動(dòng)系統(tǒng)的振幅長時(shí)間超出一定范圍時(shí)，患者將難以接受，甚至可能導(dǎo)致主動(dòng)脈血管內(nèi)斑塊脫落、夾層等不良事件。

專利CN105682602公開了一種柔性驅(qū)動(dòng)設(shè)計(jì)，采用近端和遠(yuǎn)端局部填充硬化的中空螺旋管為驅(qū)動(dòng)軸，減少其振動(dòng)負(fù)載。該技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)非常復(fù)雜，特別是采用局部填充硬化方案的情況下，驅(qū)動(dòng)軸的外徑也不可避免地增加。

因此，有必要提供一種新的柔性驅(qū)動(dòng)軸結(jié)構(gòu)，在不需要局部硬化的情況下，可滿足長時(shí)間、高轉(zhuǎn)速、大轉(zhuǎn)矩的運(yùn)行需求。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本實(shí)用新型所要解決的技術(shù)問題是提供一種柔性傳動(dòng)系統(tǒng)、經(jīng)皮輔助泵血裝置及血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，能夠安全傳遞扭矩的同時(shí)，降低傳動(dòng)系統(tǒng)旋轉(zhuǎn)時(shí)的振動(dòng)幅度，使患者使用時(shí)更舒適。

本實(shí)用新型為解決上述技術(shù)問題而采用的技術(shù)方案是提供一種柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，包括位于內(nèi)層的柔性驅(qū)動(dòng)軸和位于所述柔性驅(qū)動(dòng)軸外側(cè)的鞘管，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸和鞘管之間填充有灌注液，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸為至少由2股金屬絲編織形成的編織絞絲，所述鞘管由中空的金屬螺旋管、高分子管材或復(fù)合管材組成。

上述的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，其中，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸的直徑范圍為0.15mm-0.53mm。

上述的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，其中，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸的直徑范圍為0.36mm-0.51mm，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸為圓股編織絞絲。

上述的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，其中，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸采用3*1、5*1、6*1、7*1、8*1、9*1、12*1或37*1的編織結(jié)構(gòu)。

上述的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，其中，所述鞘管和柔性驅(qū)動(dòng)軸的質(zhì)量比為6-351。

上述的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，其中，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸與鞘管之間的間隙為0.05mm-0.41mm。

本實(shí)用新型為解決上述技術(shù)問題而采用的另一技術(shù)方案是提供一種經(jīng)皮輔助泵血裝置，包括驅(qū)動(dòng)模塊、控制模塊和可經(jīng)皮植入人體的泵血導(dǎo)管，所述驅(qū)動(dòng)模塊位于體外與所述泵血導(dǎo)管分開設(shè)置，所述驅(qū)動(dòng)模塊的遠(yuǎn)端通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)與所述泵血導(dǎo)管相連，所述驅(qū)動(dòng)模塊的近端通過信號(hào)線與所述控制模塊相連，其中，所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)為上述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)。

上述的經(jīng)皮輔助泵血裝置，所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)的兩端分別與體外驅(qū)動(dòng)模塊和泵血葉輪連接，所述泵血葉輪包括輪轂和葉片，所述輪轂由遠(yuǎn)端的軸流輪轂段和近端的斜流輪轂段構(gòu)成；所述軸流輪轂段包括軸流輪轂前段和軸流輪轂后段，所述軸流輪轂前段的外徑由遠(yuǎn)端到近端逐漸變大至與所述軸流輪轂后段直徑相同，所述斜流輪轂段輪轂直徑由遠(yuǎn)端到近端逐漸變大，所述斜流輪轂段的遠(yuǎn)端直徑與所述軸流輪轂后段內(nèi)的輪轂直徑相同，所述斜流輪轂段的近端直徑與所述葉輪的外徑相同。

上述的經(jīng)皮輔助泵血裝置，其中，所述軸流輪轂段和斜流輪轂段在軸向上的長度比例范圍為9:1～1:1，所述斜流輪轂段近端斜流擴(kuò)散結(jié)構(gòu)與流出窗口配合構(gòu)成流出通道，所述斜流輪轂段與流出窗口在軸向上的長度比例范圍為0.5：1～3：1；所述軸流輪轂后段內(nèi)的輪轂比為0.25～0.6；所述泵血葉輪的外徑小于10mm。

上述的經(jīng)皮輔助泵血裝置，其中，所述葉片為至少一片連續(xù)葉片，所述連續(xù)葉片由遠(yuǎn)端到近端包括軸流葉片和斜流葉片，所述軸流葉片對(duì)應(yīng)設(shè)置在軸流段的輪轂上，所述斜流葉片對(duì)應(yīng)設(shè)置在所述斜流輪轂段的輪轂上，所述軸流葉片由遠(yuǎn)端到近端包括軸流入口葉片和軸流主體葉片，所述連續(xù)葉片的葉片角由遠(yuǎn)端到近端逐漸增大。

上述的經(jīng)皮輔助泵血裝置，其中，所述軸流入口葉片的葉片角范圍為5°～65°，所述軸流主體葉片的葉片角范圍為30°～70°，所述斜流葉片的葉片角范圍為55°～85°。

上述的經(jīng)皮輔助泵血裝置，其中，所述連續(xù)葉片各段的葉片角連續(xù)變化，所述軸流入口葉片近端的葉片角度與軸流主體葉片遠(yuǎn)端的葉片角度相同，所述斜流葉片遠(yuǎn)端的葉片角度與主體段近端的葉片角度相同。

本實(shí)用新型為解決上述技術(shù)問題而采用的第三種技術(shù)方案是提供一種血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，包括可經(jīng)皮植入人體的抽吸導(dǎo)管和位于體外的驅(qū)動(dòng)模塊，所述抽吸導(dǎo)管包括入血口、血流通道及出血口，所述抽吸導(dǎo)管的血流通道內(nèi)設(shè)置有濾網(wǎng)，所述濾網(wǎng)和出血口之間或出血口處設(shè)置有葉輪；所述葉輪和所述驅(qū)動(dòng)模塊相連；所述驅(qū)動(dòng)模塊的遠(yuǎn)端通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)與所述抽吸導(dǎo)管相連，所述驅(qū)動(dòng)模塊的近端通過信號(hào)線與控制模塊相連；其中，所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)為上述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，所述柔性驅(qū)動(dòng)軸通過橋接結(jié)構(gòu)與所述葉輪相連。

上述的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，其中，所述驅(qū)動(dòng)模塊包括支撐外殼、驅(qū)動(dòng)馬達(dá)及橋接結(jié)構(gòu)，所述驅(qū)動(dòng)模塊橋接結(jié)構(gòu)的遠(yuǎn)端連接所述柔性傳動(dòng)系統(tǒng)內(nèi)的柔性驅(qū)動(dòng)軸，所述驅(qū)動(dòng)模塊橋接結(jié)構(gòu)的近端連接所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)的轉(zhuǎn)軸。

上述的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，其中，所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)為氣動(dòng)馬達(dá)，所述支撐外殼內(nèi)還設(shè)置有冷卻結(jié)構(gòu)、測(cè)速結(jié)構(gòu)、排氣結(jié)構(gòu)及降噪結(jié)構(gòu)，所述控制模塊向所述驅(qū)動(dòng)模塊輸出控制信號(hào)控制氣源的輸出氣壓對(duì)汽輪轉(zhuǎn)速進(jìn)行控制，同時(shí)所述測(cè)速結(jié)構(gòu)反饋汽輪實(shí)際轉(zhuǎn)速用于形成閉環(huán)控制。

上述的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，其中，所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)為電動(dòng)馬達(dá)，所述支撐外殼內(nèi)還設(shè)置有冷卻結(jié)構(gòu)，所述控制模塊向所述驅(qū)動(dòng)模塊提供驅(qū)動(dòng)信號(hào)機(jī)電源，所述驅(qū)動(dòng)模塊反饋電機(jī)的運(yùn)行狀態(tài)。

上述的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，其中，所述控制模塊包括控制器主體、電氣系統(tǒng)和控制器搭載的系統(tǒng)軟件，并具有人機(jī)交互界面；所述控制器主體與所述驅(qū)動(dòng)模塊 通過信號(hào)線相連，所述控制器主體傳送并接收所述驅(qū)動(dòng)模塊內(nèi)馬達(dá)的運(yùn)行參數(shù)；所述系統(tǒng)軟件用于設(shè)置系統(tǒng)運(yùn)行參數(shù)、控制系統(tǒng)運(yùn)行、實(shí)時(shí)監(jiān)控所述抽吸導(dǎo)管的運(yùn)行狀態(tài)。

上述的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，其中，所述濾網(wǎng)的網(wǎng)孔面積范圍為0.1mm²-16mm²。

本實(shí)用新型對(duì)比現(xiàn)有技術(shù)有如下的有益效果：本實(shí)用新型提供的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)、經(jīng)皮輔助泵血裝置及血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，通過將柔性傳動(dòng)系統(tǒng)的柔性轉(zhuǎn)動(dòng)軸設(shè)置成至少由兩股金屬絲編織形成的編織絞絲，對(duì)于柔性傳動(dòng)軸直徑的設(shè)計(jì)，通常認(rèn)為不能小于電機(jī)轉(zhuǎn)軸的直徑，如電機(jī)的轉(zhuǎn)軸外徑為1.0mm，傳動(dòng)轉(zhuǎn)軸的外徑一般認(rèn)為應(yīng)該至少為1.0mm。與現(xiàn)有圓形單絲結(jié)構(gòu)相比，相同外徑的編織絞絲能滿足長時(shí)間、高轉(zhuǎn)速、平穩(wěn)傳動(dòng)的任務(wù)，控制鞘管與柔性驅(qū)動(dòng)軸的質(zhì)量比，可以減少柔性傳動(dòng)系統(tǒng)的振動(dòng)，在本實(shí)用新型中，考慮到鞘管的尺寸應(yīng)控制在盡量小以減少對(duì)人體血管的損傷，重量比控制在6-351之間，導(dǎo)管運(yùn)行時(shí)感覺不到振動(dòng)，而采用3*1、5*1、6*1、7*1、7*7、8*1、9*1或37*1的編織結(jié)構(gòu)時(shí)，即使鞘管與柔性驅(qū)動(dòng)軸的質(zhì)量比低至6，也能有非常好的減少振動(dòng)負(fù)載的效果，這一點(diǎn)非常出乎意料。

正常成人主動(dòng)脈弓平均的曲率半徑約為47.5mm，但每個(gè)個(gè)體的曲率半徑不盡相同，另外對(duì)長時(shí)間、高速旋轉(zhuǎn)的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)來說，體外可能意外受力發(fā)生一定的彎曲，對(duì)電機(jī)產(chǎn)生一定的電流信號(hào)擾動(dòng)，這種擾動(dòng)會(huì)影響對(duì)流量的估算，柔性驅(qū)動(dòng)軸與鞘管之間的間隙控制在驅(qū)動(dòng)軸直徑的10％-90％時(shí)，或者0.05mm-0.41mm之間時(shí)，傳動(dòng)系統(tǒng)的曲率半徑即使低至35mm，對(duì)電機(jī)電流信號(hào)也沒有顯著影響，滿足了臨床應(yīng)用中的絕大部分情況。因此，本實(shí)用新型通過對(duì)柔性驅(qū)動(dòng)軸和鞘管的材質(zhì)結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，以及柔性驅(qū)動(dòng)軸與鞘管之間的配合設(shè)計(jì)，特別是控制鞘管與驅(qū)動(dòng)軸之間的質(zhì)量比，鞘管與驅(qū)動(dòng)軸之間的間隙，使得電機(jī)高速旋轉(zhuǎn)時(shí)，感覺不到傳動(dòng)系統(tǒng)的振動(dòng)，使患者使用時(shí)更舒適安全。

附圖說明

圖1為本實(shí)用新型實(shí)施例中連接有電機(jī)的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2-1、2-2、2-3、2-4、2-5分別為本實(shí)用新型實(shí)施例中采用2*1、3*1、7*1、12*1、37*1編織結(jié)構(gòu)的編織絞絲截面示意圖；

圖3為本實(shí)用新型實(shí)施例中經(jīng)皮輔助泵血裝置架構(gòu)示意圖；

圖4為本實(shí)用新型實(shí)施例中經(jīng)皮輔助泵血裝置連接控制示意圖；

圖5為本實(shí)用新型實(shí)施例中泵血葉輪的輪轂橫截面示意圖；

圖6為本實(shí)用新型實(shí)施例中泵血葉輪的整體結(jié)構(gòu)示意圖；

圖7為本實(shí)用新型實(shí)施例中泵血葉輪的葉片平面展開示意圖；

圖8為本實(shí)用新型的輪轂及流場(chǎng)變化示意圖；

圖9為本實(shí)用新型實(shí)施例中泵血葉輪的分段漸變連續(xù)葉片的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖10為本實(shí)用新型的泵血葉輪與傳統(tǒng)葉輪的流量-揚(yáng)程對(duì)比曲線；

圖11為葉片角定義示意圖；

圖12為本實(shí)用新型血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖13為本實(shí)用新型血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)的工作示意圖。

圖中：

1泵血導(dǎo)管 2驅(qū)動(dòng)模塊 3控制模塊

4柔性傳動(dòng)系統(tǒng) 5信號(hào)線 6軸流輪轂段

7斜流輪轂段 8連續(xù)葉片 9軸流葉片

10斜流葉片 11血流通道 12泵血葉輪

13體內(nèi)轉(zhuǎn)接頭 14流出窗口

21驅(qū)動(dòng)馬達(dá) 22支撐外殼 23電機(jī)

31控制器 32電氣系統(tǒng)

41鞘管 42驅(qū)動(dòng)軸 43約束層

61軸流輪轂前段 62軸流輪轂后段

91軸流入口葉片 92軸流主體葉片

100抽吸導(dǎo)管 200濾網(wǎng) 300葉輪

101入血口 102出血口 103血流通道

400鞘管41 500血管 600血栓

700血液

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本實(shí)用新型作進(jìn)一步的描述。

請(qǐng)參見圖1，本實(shí)用新型提供的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，包括位于內(nèi)層的柔性驅(qū)動(dòng)軸42 和位于柔性驅(qū)動(dòng)軸42外側(cè)的鞘管41，柔性驅(qū)動(dòng)軸42和鞘管41之間填充有灌注液，柔性驅(qū)動(dòng)軸42為至少由2股金屬絲編織形成的圓股編織絞絲，優(yōu)選由6-37股金屬絲編織形成；鞘管41由中空的金屬螺旋管、高分子管材或復(fù)合管材組成。柔性驅(qū)動(dòng)軸的直徑范圍為0.15mm-0.6mm；優(yōu)選0.36mm-0.51mm，圓股編織絞絲的結(jié)構(gòu)用股(M)數(shù)和絲(N)數(shù)描述，編織結(jié)構(gòu)用M*N表示，編織絞絲有M(M為大于或等于2的整數(shù))股，每股有N(N大于等于1的整數(shù))絲，如3*1、5*1、6*1、7*1、7*7、8*1、9*1或37*1等，附圖2-1至2-5分別列舉了2*1、3*1、7*1、12*1、37*1的截面結(jié)構(gòu)。

本實(shí)用新型提供的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)，鞘管41和柔性驅(qū)動(dòng)軸42的質(zhì)量比為6-351，優(yōu)選9-34；柔性驅(qū)動(dòng)軸42與鞘管41之間的間隙優(yōu)選為0.05mm-0.41mm。

實(shí)施例1

以直徑為0.15mm，長度為1100mm，以3*1為編織結(jié)構(gòu)的L605絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.2mm，外徑為3.0mm，長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的鞘管41組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，其中鞘管41由中空的螺旋管和外層密閉的高分子管材組成。傳動(dòng)系統(tǒng)的兩端分別與體外驅(qū)動(dòng)模塊2和泵血葉輪12連接，驅(qū)動(dòng)模塊2可以為電機(jī)23，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為0.15g，鞘管41的重量約為54g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為351；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至50000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.001mm。

實(shí)施例2

以直徑為0.36mm，長度為1200mm以7*1為編織結(jié)構(gòu)的L605絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.56mm，外徑為2.1mm，驅(qū)動(dòng)軸42長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的PTFE管為鞘管41，組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)23和泵血葉輪12連接，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為0.97g，鞘管41的重量約為8.9g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為9；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至40000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.001mm。

實(shí)施例3

以直徑為0.46mm，長度為1400mm以12*1為編織結(jié)構(gòu)的304不銹鋼絲為驅(qū)動(dòng) 軸42，以內(nèi)徑為0.87mm，外徑為3.0mm，長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的鞘管41組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，其中鞘管41為兩層結(jié)構(gòu)，其內(nèi)層為304不銹鋼加工而成的螺旋管，外層為PU管。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)和泵血葉輪連接，傳柔性動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為1.85g，鞘管41的重量約為63.4g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為34；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至45000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.001mm。

實(shí)施例4

以直徑為0.52mm，長度為1300mm以37*1為編織結(jié)構(gòu)的MP35N絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.57mm，外徑為2.7mm，驅(qū)動(dòng)軸42長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的鞘管41組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，其中鞘管41為兩層結(jié)構(gòu)，其內(nèi)層為304不銹鋼加工而成的螺旋管，外層為PU管。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)23和泵血葉輪12連接，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為2.2g，鞘管41的重量約為28.4g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為13；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至45000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.001mm。

實(shí)施例5

以直徑為0.46mm，長度為1200mm以37*1為編織結(jié)構(gòu)的L605絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.50mm，外徑為2.2mm，驅(qū)動(dòng)軸42長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的PTFE管為鞘管41，組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)23和泵血葉輪12連接，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為1.58g，鞘管41的重量約為9.9g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為6.2；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至40000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.002mm。

實(shí)施例6

以直徑為0.6mm，長度為1200mm以37*1為編織結(jié)構(gòu)的MP35N絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.66mm，外徑為2.7mm，驅(qū)動(dòng)軸42長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的鞘管41組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，其中鞘管41為兩層結(jié)構(gòu)，其內(nèi)層為304不銹鋼加工而成的螺旋管，外層為PU管。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)23和泵血葉輪12 連接，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸24的重量約為2.69g，鞘管41的重量約為25.92g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為9.6；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至45000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行振動(dòng)小，感覺不到柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)，振動(dòng)位移小于0.001mm。

實(shí)施例7

以直徑為0.6mm，長度為1200mm，不同編織結(jié)構(gòu)的MP35N絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42，以內(nèi)徑為0.66mm，外徑為2.8mm，驅(qū)動(dòng)軸42長度與驅(qū)動(dòng)軸42相匹配的鞘管41組成柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，其中鞘管41為PTFE管。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的兩端分別與體外電機(jī)23和泵血葉輪12連接，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)填充以灌注液。驅(qū)動(dòng)軸42的重量約為2.69g，鞘管41的重量約為16.04g，鞘管41與驅(qū)動(dòng)軸42的重量之比約為6；電機(jī)23以每秒2000轉(zhuǎn)的速度爬升至45000轉(zhuǎn)/分鐘后，持續(xù)運(yùn)行，編織結(jié)構(gòu)依次為2*1、3*1、5*1、6*1、7*1、8*1、9*1、12*1和37*1，以2*1編織絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)位移約為0.005mm，以其他編織結(jié)構(gòu)的絞絲為驅(qū)動(dòng)軸42的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4振動(dòng)位移小于0.002mm。

實(shí)施例8

取實(shí)施例1-6中的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4，依次部分放入曲率半徑為35mm、40mm和55mm的半圓模型中，以33000轉(zhuǎn)/分鐘的轉(zhuǎn)速運(yùn)行，分別記錄運(yùn)行過程中電機(jī)霍爾傳感器中的平均電流，實(shí)施例1-4和實(shí)施例6曲率半徑的變化，對(duì)電機(jī)電流的擾動(dòng)小于10％，實(shí)施例5曲率半徑的變化對(duì)電機(jī)電流的擾動(dòng)約為15％。

上述實(shí)施例，柔性驅(qū)動(dòng)軸42上可以涂覆PTFE或Parylene等帶有潤滑功能的涂層，還可以在鞘管41內(nèi)設(shè)置約束層43，約束層43為主要用于限制柔性驅(qū)動(dòng)軸42的擺動(dòng)幅度。

本實(shí)用新型提供的柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4可應(yīng)用在驅(qū)動(dòng)模塊位于體外的經(jīng)皮輔助泵血裝置和血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，下面分別進(jìn)行詳細(xì)說明。

圖3為本實(shí)用新型經(jīng)皮輔助泵血裝置架構(gòu)示意圖；圖4為本實(shí)用新型實(shí)施例中經(jīng)皮輔助泵血裝置連接控制示意圖。

請(qǐng)參見圖3和圖4，本實(shí)用新型提供的經(jīng)皮輔助泵血裝置，包括一個(gè)可經(jīng)皮植入的泵血導(dǎo)管1，一個(gè)體外的驅(qū)動(dòng)模塊2和一個(gè)體外的控制模塊3。泵血導(dǎo)管1為可經(jīng) 股動(dòng)脈植入的微型血泵，包含一根聯(lián)通患者左心室與主動(dòng)脈的血流通道11和一個(gè)含有葉輪的泵血結(jié)構(gòu)(泵血葉輪12)，泵血導(dǎo)管1的尾端通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4與驅(qū)動(dòng)模塊2相連接。使用時(shí)，驅(qū)動(dòng)模塊2位于體外，包含驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21，驅(qū)動(dòng)模塊2的遠(yuǎn)端通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4與泵血導(dǎo)管1相連接，驅(qū)動(dòng)模塊2的近端通過信號(hào)線5與控制模塊3相連接；使用時(shí)，控制模塊3位于體外，包含嵌入式控制器31和電氣系統(tǒng)32，驅(qū)動(dòng)模塊2通過信號(hào)線5與控制模塊3相連接，內(nèi)部加載有控制系統(tǒng)軟件并提供人機(jī)交互界面。

本實(shí)用新型提供的經(jīng)皮輔助泵血裝置，工作過程如下：開始使用時(shí)，通過人機(jī)界面向控制模塊3輸入控制參數(shù)并由嵌入式控制器31轉(zhuǎn)換為運(yùn)行參數(shù)；運(yùn)行時(shí)嵌入式控制器31通過信號(hào)線5向驅(qū)動(dòng)模塊2發(fā)送驅(qū)動(dòng)信號(hào)，控制驅(qū)動(dòng)模塊2內(nèi)驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21依據(jù)所設(shè)運(yùn)行參數(shù)運(yùn)行；驅(qū)動(dòng)模塊2通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4將轉(zhuǎn)動(dòng)扭矩傳遞至泵血導(dǎo)管1內(nèi)的泵血葉輪12，泵血葉輪12在柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的驅(qū)動(dòng)下轉(zhuǎn)動(dòng)，將左心室內(nèi)血液泵入主動(dòng)脈；最后驅(qū)動(dòng)模塊2將馬達(dá)的實(shí)際運(yùn)行狀態(tài)信號(hào)反饋給控制模塊3，用于形成閉環(huán)控制及實(shí)時(shí)監(jiān)控血泵的運(yùn)行狀態(tài)。

泵血導(dǎo)管1包括血流入口、血流通道11、泵血葉輪12、血流出口和橋接結(jié)構(gòu)組成。其中血流入口、血流通道11及血流出口組成跨瓣膜通道，供血液通過；跨瓣膜通道及通道內(nèi)的泵血葉輪12組成微型血泵，可通過葉輪轉(zhuǎn)動(dòng)主動(dòng)誘導(dǎo)血液由血流入口吸入，流經(jīng)血流通道11后由血流出口泵出；泵血葉輪12通過橋接結(jié)構(gòu)與柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4中的驅(qū)動(dòng)軸42相連，在驅(qū)動(dòng)軸42的帶動(dòng)下轉(zhuǎn)動(dòng)。

柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4為驅(qū)動(dòng)模塊2與泵血導(dǎo)管1間的扭矩傳遞結(jié)構(gòu)，由驅(qū)動(dòng)模塊2內(nèi)的橋接口起，至泵血導(dǎo)管1的橋接口止，包括驅(qū)動(dòng)軸42和鞘管41。鞘管41為向所述驅(qū)動(dòng)軸42提供傳動(dòng)腔的后部導(dǎo)管，所述驅(qū)動(dòng)軸42為實(shí)施例1-實(shí)施例8提供的編織絞絲。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4合適的長度范圍優(yōu)選在80cm-200cm之間，可在不規(guī)則完全的狀態(tài)下依然有效的傳遞傳動(dòng)扭矩。

驅(qū)動(dòng)模塊2包括支撐外殼22、驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21及橋接結(jié)構(gòu)。支撐外殼22內(nèi)包括冷卻結(jié)構(gòu)，同時(shí)為驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21及橋接結(jié)構(gòu)提供固定空間。橋接結(jié)構(gòu)遠(yuǎn)端連接柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)的驅(qū)動(dòng)軸42，橋接結(jié)構(gòu)近端連接驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21的遠(yuǎn)端轉(zhuǎn)軸。運(yùn)行時(shí)，橋接結(jié)構(gòu)在驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21驅(qū)動(dòng)下轉(zhuǎn)動(dòng)并帶動(dòng)驅(qū)動(dòng)軸42。驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21為帶動(dòng)泵血葉輪12轉(zhuǎn)動(dòng)的終端動(dòng)力源，可以為電動(dòng)馬達(dá)或氣動(dòng)馬達(dá)；控制模塊3包括嵌入式控制器31、電氣系統(tǒng)32和控制器31搭載的系統(tǒng)軟件。嵌入式控制器31與驅(qū)動(dòng)模塊2通過信號(hào)線 5相連，傳送并接收驅(qū)動(dòng)模塊2內(nèi)馬達(dá)的運(yùn)行參數(shù)；系統(tǒng)軟件用于設(shè)置系統(tǒng)運(yùn)行參數(shù)，控制系統(tǒng)運(yùn)行，實(shí)時(shí)顯示泵血導(dǎo)管1的運(yùn)行狀態(tài)。

泵血葉輪12，包括輪轂和葉片，可以為軸流葉輪、斜流葉輪或軸流葉輪和斜流葉輪的結(jié)合；在一實(shí)施例中，請(qǐng)參見圖5和圖6，輪轂由軸流輪轂段6和斜流輪轂段7在葉輪的軸線方向上按一定長度比例配合構(gòu)成，葉輪轉(zhuǎn)動(dòng)泵血時(shí)葉輪前端血液呈軸流吸入，后端呈斜流泵出，通過前端軸向壓差和后端離心兩種模式對(duì)血液做功保證泵血流量和揚(yáng)程，同時(shí)斜流輪轂段7后端斜流擴(kuò)散結(jié)構(gòu)與流出窗口14配合構(gòu)成流出通道，使血液由軸流方向平穩(wěn)過渡呈斜流由泵體兩側(cè)泵出保證微型血泵的血液相容性。軸流輪轂段6和斜流輪轂段7在軸向上的長度配合比例范圍優(yōu)選9:1～1:1；較佳地，斜流輪轂段7與流出窗口14在軸向上的長度配合比例為0.5:1～3:1，優(yōu)選為1.2:1～1.5:1。所述輪轂優(yōu)選為三段式輪轂結(jié)構(gòu)，即所述軸流輪轂段6包括軸流輪轂前段61和軸流輪轂后段62，軸流輪轂后段62的輪轂比為0.25-0.6，優(yōu)選為0.35-0.45；斜流輪轂段7輪轂直徑由遠(yuǎn)端到近端逐漸變大，斜流輪轂段7直徑變化可以是線性漸變的，也可以是沿某種公式的特定曲線漸變?cè)龃蟮?斜流輪轂段7的遠(yuǎn)端直徑與軸流輪轂后段62的輪轂直徑相同，斜流輪轂段7的直徑在近端增大至最大值并與葉輪外徑D相同。軸流輪轂前段61作為入口段輪轂，軸流輪轂前段61的外徑由遠(yuǎn)端到近端逐漸變大至與軸流輪轂后段62的直徑相同，軸流輪轂前段61可以是子彈型尖端、線性漸變型尖端、球形圓頂，或是通過對(duì)圓柱體外緣進(jìn)行倒圓角處理獲得的近似球形圓頂?shù)募舛?。所述子彈型尖端是指圓頂錐形狀尖端。

請(qǐng)參見圖6-圖9，泵血葉輪12的葉片結(jié)構(gòu)由至少一個(gè)由遠(yuǎn)端軸流段至近端斜流段連續(xù)且葉片角平滑過渡變化的葉片組成。首先連續(xù)葉片8劃分為軸流段(軸流葉片9)和后導(dǎo)葉段(斜流葉片10)，分別對(duì)應(yīng)輪轂結(jié)構(gòu)中的軸流輪轂段6及斜流輪轂段7，其次軸流葉片9中由入口段和主體段在軸向上按一定長度比例配合構(gòu)成。因此，由遠(yuǎn)端到近端，連續(xù)葉片8優(yōu)選劃分為軸流入口葉片91、軸流主體葉片92、斜流葉片10三部分，葉片角逐漸增大。

請(qǐng)參見圖11，葉片角為葉片骨線沿葉輪內(nèi)液流方向反向的切線與圓周速度方向的夾角，不同的葉片角使葉片具有不同的流體特質(zhì)，如圖7所示。葉輪遠(yuǎn)端的小葉片角預(yù)防汽蝕產(chǎn)生，通過更平穩(wěn)的流場(chǎng)將血液吸入葉輪中，入口段軸流入口葉片91的葉片角范圍為5°～65°；主體段軸流主體葉片92構(gòu)成主要流通通道，對(duì)血液做功，軸流主體葉片92的葉片角范圍為30°～70°；尾端后導(dǎo)葉段斜流葉片10將主體段泵 出血液的旋轉(zhuǎn)動(dòng)能轉(zhuǎn)化為壓力能，斜流葉片10的葉片角范圍為55°～85°。各段葉片角可以是固定的，也可以是連續(xù)變化的。當(dāng)葉片角為連續(xù)漸變時(shí)銜接角度以軸流主體葉片92角度為主，軸流入口葉片91近端的葉片角度與軸流主體葉片92遠(yuǎn)端的葉片角度相同，斜流葉片10遠(yuǎn)端的葉片角度與軸流主體葉片92近端的葉片角度相同。葉片角角度漸變的方式可以是線性漸變或指數(shù)型漸變的。連續(xù)葉片8的厚度可以不變，或者具有一定翼型特征的；較佳地,葉片厚度不超過0.8mm；輪轂上可加載1個(gè)或1個(gè)以上的連續(xù)葉片8，優(yōu)選的葉片數(shù)范圍為2～4片。上述輪轂結(jié)構(gòu)，相對(duì)于傳統(tǒng)的純軸流和斜流葉輪在微型血泵領(lǐng)域提供更優(yōu)秀的泵血效率。同時(shí)軸流吸入斜流泵出的流場(chǎng)特征更符合基于導(dǎo)管植入的微型血泵的結(jié)構(gòu)特征，在保證泵血效率的同時(shí)提供更穩(wěn)定的流場(chǎng)分布和更優(yōu)秀的血液相容性。所述葉片結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)化整體結(jié)構(gòu)并降低加工難度的同時(shí)保證泵血效率，改善葉輪的血液相容性。

本實(shí)用新型公開的經(jīng)皮輔助泵血裝置，通過植入體內(nèi)的泵血導(dǎo)管1主動(dòng)輔助患者心臟泵血，改善術(shù)前、術(shù)中、術(shù)后患者的血運(yùn)循環(huán)。系統(tǒng)通過柔性驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)4和扭矩傳遞結(jié)構(gòu)實(shí)現(xiàn)可由體外的有源驅(qū)動(dòng)模塊驅(qū)動(dòng)的泵血導(dǎo)管，完全避免有源部件進(jìn)入體內(nèi)所帶來的生物相容性風(fēng)險(xiǎn)，轉(zhuǎn)移泵血導(dǎo)管內(nèi)一個(gè)顯著影響手術(shù)難度的剛性結(jié)構(gòu)至體外。同時(shí)位于體外的驅(qū)動(dòng)模塊放松了體積限制，可通過較大的電機(jī)規(guī)格實(shí)現(xiàn)更大的驅(qū)動(dòng)動(dòng)力，而模塊體積的放大顯著降低了驅(qū)動(dòng)模塊的復(fù)雜程度、成本，同時(shí)提高了運(yùn)行穩(wěn)定性。最后，位于體外的驅(qū)動(dòng)模塊無需考慮運(yùn)行散熱可能對(duì)患者體內(nèi)血液環(huán)境的影響，同時(shí)可采用更有效同時(shí)結(jié)構(gòu)更間接的散熱結(jié)構(gòu)，降低系統(tǒng)成本的同時(shí)更有效的控制電機(jī)溫度狀態(tài)進(jìn)而獲得更穩(wěn)定的運(yùn)行性能。

實(shí)施例9

驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21采用電動(dòng)馬達(dá)，控制模塊3向驅(qū)動(dòng)模塊2提供驅(qū)動(dòng)信號(hào)機(jī)電源，驅(qū)動(dòng)模塊2反饋電機(jī)的運(yùn)行狀態(tài)，例如轉(zhuǎn)子轉(zhuǎn)速、電流用于形成閉環(huán)控制；控制模塊3采用嵌入式硬件平臺(tái)，搭載由操作系統(tǒng)，可通過人機(jī)交互界面監(jiān)控系統(tǒng)運(yùn)行，包括驅(qū)動(dòng)模塊2運(yùn)行狀態(tài)以及泵血導(dǎo)管1的輔助泵血流量。嵌入式控制器31由交流電源驅(qū)動(dòng)，同時(shí)向驅(qū)動(dòng)模塊2及泵血導(dǎo)管1提供直流電力。驅(qū)動(dòng)模塊2通過信號(hào)線5與控制模塊3相連，信號(hào)線5近端為快接接頭，與控制器31上信號(hào)口相連接?？刂破?1通過信號(hào)線5向驅(qū)動(dòng)模塊2提供驅(qū)動(dòng)電源以及控制信號(hào)。驅(qū)動(dòng)模塊2內(nèi)，信號(hào)線5直接與電機(jī)相連，驅(qū)動(dòng)電機(jī)轉(zhuǎn)動(dòng)。在本實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)電機(jī)為帶霍爾直流空心杯電機(jī)，被加載于驅(qū)動(dòng)模塊2的固定結(jié)構(gòu)內(nèi),在控制信號(hào)驅(qū)動(dòng)下帶動(dòng)傳動(dòng)結(jié)構(gòu)轉(zhuǎn)動(dòng)，同時(shí) 通過信號(hào)線5向控制模塊3反饋霍爾信號(hào)供控制器31估算實(shí)際轉(zhuǎn)速以形成閉環(huán)控制?？刂颇K3內(nèi)，傳動(dòng)結(jié)構(gòu)與柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4間為快接結(jié)構(gòu)，驅(qū)動(dòng)模塊2內(nèi)電機(jī)運(yùn)行時(shí)帶動(dòng)柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)的傳動(dòng)導(dǎo)絲轉(zhuǎn)動(dòng)，傳遞扭矩至泵血導(dǎo)管1中，帶動(dòng)泵血導(dǎo)管1內(nèi)泵血葉輪12轉(zhuǎn)動(dòng)，實(shí)現(xiàn)輔助泵血功能。

實(shí)施例10

驅(qū)動(dòng)馬達(dá)21采用氣動(dòng)馬達(dá)，支撐外殼22內(nèi)還包括額外的測(cè)速結(jié)構(gòu)、排氣結(jié)構(gòu)及降噪結(jié)構(gòu)，控制模塊3向驅(qū)動(dòng)模塊2輸出控制信號(hào)用于控制氣源的輸出氣壓對(duì)汽輪轉(zhuǎn)速進(jìn)行控制，同時(shí)測(cè)速結(jié)構(gòu)反饋汽輪實(shí)際轉(zhuǎn)速用于形成閉環(huán)控制。本實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)模塊2由驅(qū)動(dòng)汽輪、氣源、電磁閥、測(cè)速結(jié)構(gòu)及降噪結(jié)構(gòu)構(gòu)成。氣源提供驅(qū)動(dòng)動(dòng)力，控制器31通過控制電磁閥開關(guān)控制氣源供氣氣壓以調(diào)節(jié)汽輪轉(zhuǎn)速，測(cè)速結(jié)構(gòu)采用激光測(cè)速發(fā)，向控制器31反饋實(shí)時(shí)轉(zhuǎn)速以形成閉環(huán)控制，汽輪通過轉(zhuǎn)接結(jié)構(gòu)與柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4相連以驅(qū)動(dòng)泵血導(dǎo)管1內(nèi)泵血葉輪12實(shí)現(xiàn)輔助泵血功能。

實(shí)施例11

本實(shí)施例中，4mm微型血泵葉輪采用6：1的軸流段-斜流段比例，0.4的輪轂比，葉片角為30°、60°、85°的三段式連續(xù)葉片，斜流段與流出窗口長度比例為1：1。在CFD模擬中60mmHg的壓差條件下，3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實(shí)現(xiàn)1.0L/min、2.5L/min、3.5L/min的泵血流量。

相同葉輪規(guī)格和CFD模擬條件下，采用傳統(tǒng)軸流結(jié)構(gòu)輪轂，單一60°軸流葉片，但有斜流段漸變輪轂形成后擴(kuò)段的一個(gè)對(duì)照葉輪，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實(shí)現(xiàn)0.5L/min、1.0L/min、2.0L/min的泵血流量。

相同葉輪規(guī)格和CFD模擬條件下，采用傳統(tǒng)軸流結(jié)構(gòu)輪轂，單一60°軸流葉片，無斜流段的另一個(gè)對(duì)照葉輪，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實(shí)現(xiàn)0.2L/min、0.7L/min、1.8L/min的泵血流量。

上述實(shí)施例中，本實(shí)用新型公布葉輪和對(duì)照葉輪在不同轉(zhuǎn)速下的流量-揚(yáng)程曲線對(duì)比如附圖10所示，圖10中由上至下分別為50000、40000、30000rpm轉(zhuǎn)速下的流量-揚(yáng)程曲線。相同轉(zhuǎn)速、壓差條件下，本實(shí)用新型葉輪泵血性能對(duì)照采用后擴(kuò)段輪轂的軸流葉輪和傳統(tǒng)軸流葉輪在40000rpm運(yùn)行狀態(tài)下，泵血性能分別提升至對(duì)照葉輪設(shè)計(jì)的250％和357％。

實(shí)施例12

本實(shí)施例中，微型血泵葉輪采用三段式輪轂結(jié)構(gòu)及三段式變化葉片，與血流通道 配合側(cè)面流出的泵血葉輪，軸流段前端采用子彈型漸變直徑，斜流段直徑按指數(shù)型曲線變換形成后擴(kuò)曲線。葉輪采用6：1的軸流段-斜流段比例，0.4的輪轂比，葉片角為20°、60°、85°的三段式連續(xù)漸變?nèi)~片，斜流段與流出窗口長度比例為1.3：1。在CFD模擬中，60mmHg壓差條件下，3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實(shí)現(xiàn)1.4L/min、2.3L/min、3.5L/min的泵血流量。

相同葉輪規(guī)格和CFD模擬條件下，采用相同的輪轂結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，葉片為葉片角固定的連續(xù)葉片，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實(shí)現(xiàn)1.0L/min、1.6L/min、2.5L/min的泵血流量。

本實(shí)施例中，相同轉(zhuǎn)速、壓差條件下，本實(shí)用新型葉輪泵血性能對(duì)照采用相同輪轂結(jié)構(gòu)固定葉片角的葉輪設(shè)計(jì)，在40000rpm運(yùn)行狀態(tài)下，泵血性能提升至對(duì)照葉輪設(shè)計(jì)的144％。

實(shí)施例13

圖12為本實(shí)用新型血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。

請(qǐng)參見圖12，本實(shí)施例提供的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)，包括可經(jīng)皮植入人體的抽吸導(dǎo)管100和位于體外的驅(qū)動(dòng)模塊2，抽吸導(dǎo)管100包括入血口101、血流通道103及出血口102，抽吸導(dǎo)管100的血流通道103內(nèi)設(shè)置有濾網(wǎng)200，濾網(wǎng)200和出血口102之間或出血口102處設(shè)置有可旋轉(zhuǎn)的葉輪300；葉輪300和驅(qū)動(dòng)模塊2相連。較佳地，濾網(wǎng)200的網(wǎng)孔面積范圍為0.1mm²-16mm²。

本實(shí)施例提供的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)中，驅(qū)動(dòng)模塊2位于體外與抽吸導(dǎo)管100分開設(shè)置，葉輪300由驅(qū)動(dòng)模塊2驅(qū)動(dòng)，驅(qū)動(dòng)模塊2的遠(yuǎn)端通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4與抽吸導(dǎo)管100相連，驅(qū)動(dòng)模塊2的近端通過信號(hào)線與控制模塊相連。柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4包括驅(qū)動(dòng)軸42以及為驅(qū)動(dòng)軸42提供傳動(dòng)腔的鞘管41，驅(qū)動(dòng)軸42通過橋接結(jié)構(gòu)與葉輪300相連。優(yōu)選地，柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4的長度范圍為80cm～200cm，驅(qū)動(dòng)軸42為實(shí)施例1-實(shí)施例8所提供的編織絞絲。驅(qū)動(dòng)模塊2包括支撐外殼、驅(qū)動(dòng)馬達(dá)及橋接結(jié)構(gòu)，驅(qū)動(dòng)模塊橋接結(jié)構(gòu)的遠(yuǎn)端連接柔性傳動(dòng)系統(tǒng)4內(nèi)的驅(qū)動(dòng)軸42，驅(qū)動(dòng)模塊橋接結(jié)構(gòu)的近端連接所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)的轉(zhuǎn)軸。

本實(shí)施例中，所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)可以為氣動(dòng)馬達(dá)或電動(dòng)馬達(dá)，所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)為氣動(dòng)馬達(dá)時(shí)，所述支撐外殼內(nèi)還設(shè)置有冷卻結(jié)構(gòu)、測(cè)速結(jié)構(gòu)、排氣結(jié)構(gòu)及降噪結(jié)構(gòu)，所 述控制模塊向所述驅(qū)動(dòng)模塊輸出控制信號(hào)控制氣源的輸出氣壓對(duì)汽輪轉(zhuǎn)速進(jìn)行控制，同時(shí)所述測(cè)速結(jié)構(gòu)反饋汽輪實(shí)際轉(zhuǎn)速用于形成閉環(huán)控制。所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)為電動(dòng)馬達(dá)時(shí)，所述支撐外殼內(nèi)還設(shè)置有冷卻結(jié)構(gòu)，所述控制模塊向所述驅(qū)動(dòng)模塊提供驅(qū)動(dòng)信號(hào)機(jī)電源，所述驅(qū)動(dòng)模塊反饋電機(jī)的運(yùn)行狀態(tài)。

所述控制模塊包括控制器主體、電氣系統(tǒng)和控制器搭載的系統(tǒng)軟件，并具有人機(jī)交互界面；所述控制器主體與所述驅(qū)動(dòng)模塊通過信號(hào)線相連，所述控制器主體傳送并接收所述驅(qū)動(dòng)模塊內(nèi)馬達(dá)的運(yùn)行參數(shù)；所述系統(tǒng)軟件用于設(shè)置系統(tǒng)運(yùn)行參數(shù)、控制系統(tǒng)運(yùn)行、實(shí)時(shí)監(jiān)控所述抽吸導(dǎo)管的運(yùn)行狀態(tài)。

請(qǐng)參見圖13，開始使用時(shí)，通過人機(jī)界面向控制器輸入控制參數(shù)并由控制器轉(zhuǎn)換為運(yùn)行參數(shù)；運(yùn)行時(shí)控制器通過信號(hào)線向驅(qū)動(dòng)模塊發(fā)送驅(qū)動(dòng)信號(hào)，控制驅(qū)動(dòng)模塊內(nèi)馬達(dá)依據(jù)所設(shè)運(yùn)行參數(shù)運(yùn)行；驅(qū)動(dòng)模塊通過柔性傳動(dòng)系統(tǒng)將轉(zhuǎn)動(dòng)扭矩傳遞至抽吸導(dǎo)管100內(nèi)的葉輪300，葉輪300轉(zhuǎn)動(dòng)，血液和血栓600一同從入血口101吸入，經(jīng)過濾網(wǎng)200時(shí)，血液正常能通過從出血口102流出并進(jìn)入血液循環(huán)系統(tǒng)，血栓600留在濾網(wǎng)200上。抽吸導(dǎo)管100移出體外時(shí)，血栓600跟隨抽吸導(dǎo)管100一起移出體外。

因此，抽吸導(dǎo)管100經(jīng)皮進(jìn)入有血栓的動(dòng)脈或靜脈。驅(qū)動(dòng)裝置高速旋轉(zhuǎn)時(shí)帶動(dòng)葉輪300高速旋轉(zhuǎn)，在入血口101形成負(fù)壓區(qū)，將含有血栓600的血液吸入抽吸導(dǎo)管100，經(jīng)過濾網(wǎng)200時(shí)，血液700可以通過，但大于濾網(wǎng)200網(wǎng)孔的血栓600則無法通過，從而可將血栓600和血液700進(jìn)行分離，血液700通過出血口102回到血管500。相對(duì)于球囊支架等取栓方式，本實(shí)施例提供的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)無需阻斷血流，采用負(fù)壓的抽吸方式，取栓更安全，不擔(dān)心破裂和脫落。相對(duì)于現(xiàn)有的抽吸導(dǎo)管技術(shù)，采用本實(shí)施例提供的血管內(nèi)血栓抽吸系統(tǒng)時(shí)，病人血液經(jīng)過濾網(wǎng)200后又回到血液循環(huán)而無失血，抽吸導(dǎo)管100撤出體外時(shí)血栓也一并移出。

雖然本實(shí)用新型已以較佳實(shí)施例揭示如上，然其并非用以限定本實(shí)用新型，任何本領(lǐng)域技術(shù)人員，在不脫離本實(shí)用新型的精神和范圍內(nèi)，當(dāng)可作些許的修改和完善，因此本實(shí)用新型的保護(hù)范圍當(dāng)以權(quán)利要求書所界定的為準(zhǔn)。