本發(fā)明涉及一種人工輔助泵血裝置，尤其涉及一種短期使用的經皮植入的微型心臟輔助泵血裝置。

背景技術：

心血管疾病為心臟和血管失調疾病的統(tǒng)稱，包括冠心病、腦血管病、風濕性心臟病和先天性心臟病等。根據WHO統(tǒng)計數據，2012年估算有1750萬人死于心血管疾病，約占全球總死亡人數31％。其中80％患者死于冠心病及中風，估算約740萬人死于冠心病，670萬人死于中風。超過75％的死亡病例出現在發(fā)展中國家，其中2012年中國的死亡比例為0.3％(每100萬人口中有300人死于心血管疾病)，而美國、英國的死亡比例分別為0.13％和0.11％。冠心病和中風通常為急性病，主要病因為血管堵塞使血液無法流向心肌或大腦，導致器官組織缺氧壞死。血管堵塞可能由多種原因造成，其中最常見病因為由血管內壁脂肪堆積導致的血管狹窄。

經皮冠狀動脈介入手術(PCI)是一種常用的治療冠心病的有效方法。介入手術通過在股動脈或橈動脈經皮植入一根擴張導管進入血管病變部位，通過對狹窄病變部位的擴張疏通狹窄甚至閉塞血管段的管腔，從而改善心肌的血流灌注。與心臟搭橋手術相比，PCI手術風險更低，創(chuàng)傷更小，手術難度更低，術后恢復更快。此外，PCI手術同樣適用于急性心梗的搶救，通過快速恢復堵塞血管的血流灌注以恢復患者的心肌狀態(tài)。

主動脈內球囊反博泵(IABP)是一種在心梗搶救和PCI手術中常用的血運循環(huán)支持設備。通過在心室收縮期去負荷與在舒張期增壓的方法，提高心輸出量，增加冠脈及腦部灌注，有利于危重及休克患者的搶救和功能恢復。但是IABP的支持效果依賴于患者心臟狀態(tài)，需在患者心臟依然能正常搏動并提供一定基礎血運的前提下才能實現循環(huán)支持，屬于支持效果根據患者心臟狀態(tài)變化而變化的被動型血運循環(huán)支持設備。

但是，在PCI手術或急性心梗搶救中，患者心臟往往處于不穩(wěn)定的搏動狀態(tài)，尤其在高危PCI手術中，經常出現患者心臟功能嚴重下降的病例。這種情況下，被 動支持型的IABP由于心臟功能限制無法提供穩(wěn)定有效的血運循環(huán)支持。因此針對此類情況臨床上需要一種支持效果可控且不依賴患者身體狀態(tài)的主動型血運循環(huán)支持設備。

人工左心室輔助裝置(LVAD)是一種將左心室內血液通過血泵主動泵入到主動脈的設備，泵血性能主要由血泵性能及運行模式決定，不依賴于患者身體狀態(tài)，屬于主動型血運循環(huán)支持設備。可經皮植入的人工左心室輔助裝置(pLVAD)是一種小型化的，可通過PCI手術植入的人工左心室輔助裝置，可在高危PCI手術中向患者提供更穩(wěn)定的血運循環(huán)支持，改善冠脈和遠端器官灌注的同時減輕左心室負擔，有利于術中患者體征穩(wěn)定和術后康復。

專利文獻WO2013120957A1公開了一種用于pLVAD系統(tǒng)的微型血泵，加載有灌注冷卻系統(tǒng)。公開的血泵包括植入體內的驅動電機及泵血葉輪，通過電機驅動葉輪實現輔助泵血，通過像電機內灌注冷卻溶液實現血泵的穩(wěn)定運行。主要目的為規(guī)避體內電機在運行過程中內部結構散熱不良影響運行效率的風險以及導致血管內器械局部過熱的風險。

專利文獻WO 2008116765A2公開一種體內電機外殼材料，包括通過特定的合金構成，保證生物相容性，降低導電性能的同時改善磁導通率。主要目的為預防電機外殼的漏電風險，同時通過改善磁導率改善由于電機規(guī)格限制導致的磁場強度不足所帶來的電機扭矩不足的問題。

專利文獻WO02/41935A1公開了一種用于pLVAD系統(tǒng)內微型血泵的電機線圈設計。公開專利包括一種通過往復式線圈結構，在泵血電機內通過更小的結構規(guī)格提供更大的驅動動力，用于在滿足體內電機體積限制的保證泵血效率。

由上可見，現有技術主要目的均為改善驅動電機結構，使其可通過更小的規(guī)格實現更大的驅動效率，同時保證體內使用的安全性。但是，泵血導管、驅動模塊一體化的方案雖然可保證驅動扭矩和葉輪轉速間的高效轉換，但驅動馬達屬于有源器械，進入血管會顯著增加系統(tǒng)的使用風險。一方面，如專利文獻WO2013120957A1所述，具有散熱風險，需要引入水冷系統(tǒng)。但是采用專利內的灌注冷卻方案時，灌注溶液最終進入患者體內，由于灌注溶液填滿電機內部全部間隙，與線圈、磁鋼、轉子等機電結構直接接觸，有雜志或顆粒物析出的風險，進入體內后帶來額外潛在的生物相容性風險。另一方面，專利文獻WO 2008116765A2、WO02/41935A1主要目標均為在盡量小的結構規(guī)格條件下，提供更大的驅動動力，以滿足微創(chuàng)植入的體 積要求以及輔助泵血的性能需求。但是小型化電機內部結構更復雜緊湊，成本更高，同時運行穩(wěn)定性無法與常規(guī)電機相比。另外電機自身固定為剛性不可彎折部件，對手術難度的影響僅可通過縮小自身體積盡可能減少而不可避免。

技術實現要素：

本發(fā)明所要解決的技術問題是提供一種經皮輔助泵血裝置，能夠有效降低系統(tǒng)的使用風險及手術植入難度。

本發(fā)明為解決上述技術問題而采用的技術方案是提供一種經皮輔助泵血裝置，包括驅動模塊、控制模塊和可經皮植入人體的泵血導管，其中，所述驅動模塊位于體外與所述泵血導管分開設置，所述驅動模塊的遠端通過柔性傳動結構與所述泵血導管相連，所述驅動模塊的近端通過信號線與所述控制模塊相連。

進一步地，所述泵血導管包括供血液通過的跨瓣膜通道，所述跨瓣膜通道內設置有泵血葉輪，所述跨瓣膜通道由血流入口、血流通道及血流出口組成。

進一步地，所述柔性傳動結構包括驅動導絲以及為所述驅動導絲提供傳動腔的傳動導管，所述驅動導絲通過橋接結構與所述泵血葉輪相連。

進一步地，所述柔性傳動結構的長度范圍為80cm～200cm，所述驅動導絲為螺旋纏繞管或鋼絞線。

進一步地，所述驅動模塊包括支撐外殼、驅動馬達及橋接結構，所述驅動模塊橋接結構的遠端連接所述柔性傳動結構內的驅動導絲，所述驅動模塊橋接結構的近端連接所述驅動馬達的轉軸。

進一步地，所述驅動馬達為氣動馬達，所述支撐外殼內還設置有冷卻結構、測速結構、排氣結構及降噪結構，所述控制模塊向所述驅動模塊輸出控制信號控制氣源的輸出氣壓對汽輪轉速進行控制，同時所述測速結構反饋汽輪實際轉速用于形成閉環(huán)控制。

進一步地，所述驅動馬達為電動馬達，所述支撐外殼內還設置有冷卻結構，所述控制模塊向所述驅動模塊提供驅動信號機電源，所述驅動模塊反饋電機的運行狀態(tài)。

進一步地，所述控制模塊包括控制器、電氣系統(tǒng)和控制器搭載的系統(tǒng)軟件，并具有人機交互界面；所述控制器主體與所述驅動模塊通過信號線相連，所述控制器主體傳送并接收所述驅動模塊內馬達的運行參數；所述系統(tǒng)軟件用于設置系統(tǒng)運行 參數、控制系統(tǒng)運行、實時監(jiān)控所述泵血導管的運行狀態(tài)。

進一步地，所述泵血葉輪包括輪轂和葉片，所述輪轂由遠端的軸流輪轂段和近端的斜流輪轂段構成；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端到近端逐漸變大，所述斜流輪轂段的遠端直徑與所述軸流輪轂后段內的輪轂直徑相同，所述斜流輪轂段的近端直徑與所述葉輪的外徑相同。

進一步地，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散結構與流出窗口配合構成流出通道，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的輪轂比為0.25～0.6；所述泵血葉輪的外徑小于10mm。

進一步地，所述葉片為至少一片連續(xù)葉片，所述連續(xù)葉片由遠端到近端包括軸流葉片和斜流葉片，所述軸流葉片對應設置在所述軸流段的輪轂上，所述斜流葉片對應設置在所述斜流輪轂段的輪轂上，所述軸流葉片由遠端到近端包括軸流入口葉片和軸流主體葉片，所述連續(xù)葉片的葉片角由遠端到近端逐漸增大。

進一步地，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°。

進一步地，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端的葉片角度相同，所述斜流葉片遠端的葉片角度與主體段近端的葉片角度相同。

本發(fā)明對比現有技術有如下的有益效果：本發(fā)明提供的經皮輔助泵血裝置，將泵血導管和驅動模塊分開設置并通過柔性傳動結構相連，有源驅動模塊位于體外，通過柔性傳動結構驅動植入體內泵血導管實現輔助泵血功能，通過植入體內的泵血導管主動輔助患者心臟泵血，改善術前、術中、術后患者的血運循環(huán)。通過柔性驅動結構和扭矩傳遞結構實現可由體外的有源驅動模塊驅動的泵血導管，完全避免有源部件進入體內所帶來的生物相容性風險，轉移泵血導管內一個顯著影響手術難度的剛性結構至體外，有效降低了裝置的使用風險及手術植入難度。同時位于體外的驅動模塊放松了體積限制，可通過較大的電機規(guī)格實現更大的驅動動力，而模塊體積的放大顯著降低了驅動模塊的復雜程度、成本，同時提高了運行穩(wěn)定性。最后，位于體外的驅動模塊無需考慮運行散熱可能對患者體內血液環(huán)境的影響，同時可采用更有效同時結構更簡潔的散熱結構，降低系統(tǒng)成本的同時更有效的控制電機溫度 狀態(tài)進而獲得更穩(wěn)定的運行性能。另外,泵血葉輪由軸流輪轂段和斜流輪轂段按一定長度比例配合構成輪轂，配合連續(xù)葉片，葉輪轉動泵血時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血液做功保證泵血流量和揚程，同時后端斜流擴散結構與流出窗口按一定比例配合構成流出通道，使血液由軸流方向平穩(wěn)過度呈斜流由泵體兩側泵出保證微型血泵的血液相容性。

附圖說明

圖1為本發(fā)明實施例中經皮輔助泵血裝置架構示意圖；

圖2為本發(fā)明實施例中經皮輔助泵血裝置連接控制示意圖；

圖3為本發(fā)明實施例中泵血葉輪的輪轂橫截面示意圖；

圖4為本發(fā)明實施例中泵血葉輪的整體結構示意圖；

圖5為本發(fā)明實施例中泵血葉輪的葉片平面展開示意圖；

圖6為本發(fā)明的輪轂及流場變化示意圖；

圖7為本發(fā)明實施例中泵血葉輪的分段漸變連續(xù)葉片的結構示意圖；

圖8為本發(fā)明的泵血葉輪與傳統(tǒng)葉輪的流量-揚程對比曲線；

圖9為葉片角定義示意圖。

圖中：

1 泵血導管 2 驅動模塊 3 控制模塊

4 柔性傳動結構 5 信號線 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 體內轉接頭 14 流出窗口 21 驅動馬達

22 支撐外殼 31 控制器 32 電氣系統(tǒng)

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

具體實施方式

下面結合附圖和實施例對本發(fā)明作進一步的描述。

圖1為本發(fā)明經皮輔助泵血裝置架構示意圖。

請參見圖1，本發(fā)明提供的經皮輔助泵血裝置，包括一個可經皮植入的泵血導管1，一個體外的驅動模塊2和一個體外的控制模塊3。泵血導管1為可經股動脈植入的微型血泵，包含一根聯通患者左心室與主動脈的血流通道11和一個含有葉輪的泵血結構(泵血葉輪12)，泵血導管1的尾端通過柔性傳動結構4與驅動模塊2相連接。使用時，驅動模塊2位于體外，包含驅動馬達21，驅動模塊2的遠端通過柔性傳動結構4與泵血導管1相連接，驅動模塊2的近端通過信號線5與控制模塊3相連接；使用時，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，驅動模塊2通過信號線5與控制模塊3相連接，內部加載有控制系統(tǒng)軟件并提供人機交互界面。

本發(fā)明提供的經皮輔助泵血裝置，工作過程如下：開始使用時，通過人機界面向控制模塊3輸入控制參數并由嵌入式控制器31轉換為運行參數；運行時嵌入式控制器31通過信號線5向驅動模塊2發(fā)送驅動信號，控制驅動模塊2內驅動馬達21依據所設運行參數運行；驅動模塊2通過柔性傳動結構4將轉動扭矩傳遞至泵血導管1內的泵血葉輪12，泵血葉輪12在柔性傳動結構4的驅動下轉動，將左心室內血液泵入主動脈；最后驅動模塊2將馬達的實際運行狀態(tài)信號反饋給控制模塊3，用于形成閉環(huán)控制及實時監(jiān)控血泵的運行狀態(tài)。

泵血導管1包括血流入口、血流通道11、泵血葉輪12、血流出口和橋接結構組成。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的泵血葉輪12組成微型血泵，可通過葉輪轉動主動誘導血液由血流入口吸入，流經血流通道11后由血流出口泵出；泵血葉輪12通過橋接結構與柔性傳動結構4中的驅動導絲相連，在驅動導絲的帶動下轉動。

柔性傳動結構4為驅動模塊2與泵血導管1間的扭矩傳遞結構，由驅動模塊2內的橋接口起，至泵血導管1的橋接口止，包括驅動導絲和傳動導管。傳動導管為向所述驅動導絲提供傳動腔的后部導管，所述驅動導絲為螺旋纏繞管或鋼絞線。柔性傳動結構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扭矩。

驅動模塊2包括支撐外殼22、驅動馬達21及橋接結構。支撐外殼22內包括冷卻結構，同時為驅動馬達21及橋接結構提供固定空間。橋接結構遠端連接柔性傳動結構4內的驅動導絲，橋接結構近端連接驅動馬達21的遠端轉軸。運行時，橋接結構在驅動馬達21驅動下轉動并帶動驅動導絲。驅動馬達21為帶動泵血葉輪12轉動的終端動力源，可以為電動馬達或氣動馬達；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與驅動模塊2通過信號線5相連，傳送并接收驅動模塊2內馬達的運行參數；系統(tǒng)軟件用于設置系統(tǒng)運行參數，控制系統(tǒng)運行，實時顯示泵血導管1的運行狀態(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合；在一實施例中，請參見圖3和圖4，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成，葉輪轉動泵血時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血液做功保證泵血流量和揚程，同時斜流輪轂段7后端斜流擴散結構與流出窗口14配合構成流出通道，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)選為三段式輪轂結構，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增大的,斜流輪轂段7的遠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，或是通過對圓柱體外緣進行倒圓角處理獲得的近似球形圓頂的尖端。所述子彈型尖端是指圓頂錐形狀尖端。

請參見圖4-圖7，泵血葉輪12的葉片結構由至少一個由遠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)和后導葉段(斜流葉片10)，分別對應輪轂結構中的軸流輪轂段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成。因此，由遠端到近端，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。

請參見圖9，葉片角為葉片骨線沿葉輪內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，如圖7所示。葉輪遠端的小葉片角預防汽蝕產生，通過更平穩(wěn)的流場將血液吸入葉輪中，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構成主要流通通道，對血液做功， 軸流主體葉片92的葉片角范圍為30°～70°；尾端后導葉段斜流葉片10將主體段泵出血液的旋轉動能轉化為壓力能，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。當葉片角為連續(xù)漸變時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遠端的葉片角度相同，斜流葉片10遠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個或1個以上的連續(xù)葉片8，優(yōu)選的葉片數范圍為2～4片。上述輪轂結構，相對于傳統(tǒng)的純軸流和斜流葉輪在微型血泵領域提供更優(yōu)秀的泵血效率。同時軸流吸入斜流泵出的流場特征更符合基于導管植入的微型血泵的結構特征，在保證泵血效率的同時提供更穩(wěn)定的流場分布和更優(yōu)秀的血液相容性。所述葉片結構簡化整體結構并降低加工難度的同時保證泵血效率，改善葉輪的血液相容性。

本發(fā)明公開的經皮輔助泵血裝置，通過植入體內的泵血導管1主動輔助患者心臟泵血，改善術前、術中、術后患者的血運循環(huán)。系統(tǒng)通過柔性驅動結構4和扭矩傳遞結構實現可由體外的有源驅動模塊驅動的泵血導管，完全避免有源部件進入體內所帶來的生物相容性風險，轉移泵血導管內一個顯著影響手術難度的剛性結構至體外。同時位于體外的驅動模塊放松了體積限制，可通過較大的電機規(guī)格實現更大的驅動動力，而模塊體積的放大顯著降低了驅動模塊的復雜程度、成本，同時提高了運行穩(wěn)定性。最后，位于體外的驅動模塊無需考慮運行散熱可能對患者體內血液環(huán)境的影響，同時可采用更有效同時結構更間接的散熱結構，降低系統(tǒng)成本的同時更有效的控制電機溫度狀態(tài)進而獲得更穩(wěn)定的運行性能。

實施例1

驅動馬達21采用電動馬達，控制模塊3向驅動模塊2提供驅動信號機電源，驅動模塊2反饋電機的運行狀態(tài)，例如轉子轉速、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，搭載由操作系統(tǒng)，可通過人機交互界面監(jiān)控系統(tǒng)運行，包括驅動模塊2運行狀態(tài)以及泵血導管1的輔助泵血流量。嵌入式控制器31由交流電源驅動，同時向驅動模塊2及泵血導管1提供直流電力。驅動模塊2通過信號線5與控制模塊3相連，信號線5近端為快接接頭，與控制器31上信號口相連接。控制器31通過信號線5向驅動模塊2提供驅動電源以及控制信號。驅動模塊2內，信號線5直接與電機相連，驅動電機轉動。在本實施例中，驅動電機為帶霍爾直流空心杯電 機，被加載于驅動模塊2的固定結構內,在控制信號驅動下帶動傳動結構轉動，同時通過信號線5向控制模塊3反饋霍爾信號供控制器31估算實際轉速以形成閉環(huán)控制。控制模塊3內，傳動結構與柔性傳動結構4間為快接結構，驅動模塊2內電機運行時帶動柔性傳動結構4內的傳動導絲轉動，傳遞扭矩至泵血導管1中，帶動泵血導管1內泵血葉輪12轉動，實現輔助泵血功能。

實施例2

驅動馬達21采用氣動馬達，支撐外殼22內還包括額外的測速結構、排氣結構及降噪結構，控制模塊3向驅動模塊2輸出控制信號用于控制氣源的輸出氣壓對汽輪轉速進行控制，同時測速結構反饋汽輪實際轉速用于形成閉環(huán)控制。本實施例中，驅動模塊2由驅動汽輪、氣源、電磁閥、測速結構及降噪結構構成。氣源提供驅動動力，控制器31通過控制電磁閥開關控制氣源供氣氣壓以調節(jié)汽輪轉速，測速結構采用激光測速發(fā)，向控制器31反饋實時轉速以形成閉環(huán)控制，汽輪通過轉接結構與柔性傳動結構4相連以驅動泵血導管1內泵血葉輪12實現輔助泵血功能。

實施例3

本實施例中，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分別可實現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)軸流結構輪轂，單一60°軸流葉片，但有斜流段漸變輪轂形成后擴段的一個對照葉輪，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實現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)軸流結構輪轂，單一60°軸流葉片，無斜流段的另一個對照葉輪，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實現0.2L/min、0.7L/min、1.8L/min的泵血流量。

上述實施例中，本發(fā)明公布葉輪和對照葉輪在不同轉速下的流量-揚程曲線對比如附圖8所示，圖8中由上至下分別為50000、40000、30000rpm轉速下的流量-揚程曲線。相同轉速、壓差條件下，本發(fā)明葉輪泵血性能對照采用后擴段輪轂的軸流葉輪和傳統(tǒng)軸流葉輪在40000rpm運行狀態(tài)下，泵血性能分別提升至對照葉輪設計的250％和357％。

實施例4

本實施例中，微型血泵葉輪采用三段式輪轂結構及三段式變化葉片，與血流通道配合側面流出的泵血葉輪，軸流段前端采用子彈型漸變直徑，斜流段直徑按指數型曲線變換形成后擴曲線。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)漸變葉片，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分別可實現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，采用相同的輪轂結構設計，葉片為葉片角固定的連續(xù)葉片，在3萬rpm、4萬rpm、5萬rpm分別可實現1.0L/min、1.6L/min、2.5L/min的泵血流量。

本實施例中，相同轉速、壓差條件下，本發(fā)明葉輪泵血性能對照采用相同輪轂結構固定葉片角的葉輪設計，在40000rpm運行狀態(tài)下，泵血性能提升至對照葉輪設計的144％。

雖然本發(fā)明已以較佳實施例揭示如上，然其并非用以限定本發(fā)明，任何本領域技術人員，在不脫離本發(fā)明的精神和范圍內，當可作些許的修改和完善，因此本發(fā)明的保護范圍當以權利要求書所界定的為準。