DE69628097T2

DE69628097T2 - Linearpumpe

Info

Publication number: DE69628097T2
Application number: DE69628097T
Authority: DE
Inventors: Michael P. Valhalla Goldowsky
Original assignee: International Business Machines Corp
Current assignee: IPG Healthcare 501 Ltd
Priority date: 1995-08-30
Filing date: 1996-08-22
Publication date: 2004-03-18
Anticipated expiration: 2016-08-23
Also published as: AU6197696A; CA2184762C; JP2003126245A; BR9603603A; AU709484B2; DE69628097D1; JPH09112542A; JPH09133072A; IL119060A0; IL119060A; JP3349358B2; MX9603757A; KR970009818A; EP0760244B1; EP0760244A1; CA2184762A1; TW434034B; US5924975A; KR100204077B1; JP3364565B2

Description

Die vorliegende Erfindung beansprucht das Prioritätsdatum der vorläufigen Anmeldung mit der Seriennummer 60/003,043, eingereicht am 30. August 1995, hierin enthalten durch Bezugnahme.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen Flüssigkeitspumpen und, spezieller, eine Pumpe konfiguriert zum Pumpen von Blut in einem lebenden Körper.
Obgleich in der Entwicklung implantierbarer linksventrikulärer Hilfsvorrichtungen und Kunstherzen während der letzten beiden Jahrzehnte wesentliche Fortschritte erzielt wurden, bleiben zwei wesentliche Probleme bestehen. Diese Probleme sind die langfristige Hämokompatibilität und die mechanische Zuverlässigkeit.
Das Problem der Hämokompatibilität ist allgemein auf den Gebrauch von Pumpventrikeln aus Polymeren oder Gummi zurückzuführen, die anfällig für mögliche Thrombogenese, Verklumpung und Kalzifizierung sind. Noch eignen sie sich nicht für zuverlässiges, langfristiges Pumpen. Ein weiterer Problempunkt ist die Beständigkeit gegen Dauerbiegung. Was mechanische Robustheit und Zuverlässigkeit angeht, waren Jahrzehnte der Verbesserung erforderlich, um ein im Vergleich zum Bedarf relativ niedriges Maß an Zuverlässigkeit zu erhalten. Dieses mechanische Problem ist auf die Tatsache zurückzuführen, dass alle Ansätze zu komplex sind. Sie enthalten viele bewegliche Teile, haben alle Kugellager und andere Lager, die anfällig sind für Abnutzung, Ermüdung und Schock und es sind Federn, Verbindungen etc. eingebaut. von welchem Ansatz sie auch ausgingen, alle waren anfällig für Abnutzung und Reibung. Einige verwenden mechanische Schieberplatten und manche hydraulisch angetriebene Gummiventrikel.
Die geringe mechanische Zuverlässigkeit des Totalherzersatzes (total artificial heart; TAH) wird belegt durch die „Ursache für Funktionsbeendigung" in Tabelle 1, welche die Daten zur Lebensdauer von vier führenden Totalherzersatzprogrammen vergleicht. Die Tabelle ist dem kürzlich veröffentlichten NHLBI-Dokument mit dem Titel „Report of the Workshop on the Artificial Heart" (deutsch: Bericht vom Kunstherz-Workshop) entnommen. Die Tabelle befindet sich auf Seite 36 des Workshops in einem Artikel, der von dem renommierten William S. Pierce, M. D., Chirurgieprofessor am Hershey Medical Center, verfasst ist und den Titel „Overview of Mechanical Circulatory Support Program" (deutsch: Übersicht über Programme zur mechanischen Kreislaufunterstützung) trägt.
Wie zu erkennen ist, hatten implantierte Pumpen eine Lebensdauer von bis zu 160 Tagen und in allen drei Langzeitfällen war die Ursache für das Funktionsende ein mechanisches Versagen.
Am Schluss dieses Artikels stellt Dr. Pierce fest, dass bezüglich der langfristigen Zuverlässigkeit und der Entwicklung besserer Polymermaterialien weitere Forschung und Entwicklung erforderlich sind. Dies betrifft auch 1inksventrikuläre Hilfsvorrichtungen. Dem Artikel sind folgende Empfehlungen als Auszug entnommen:
„Empfehlungen
Das Konzept eines vollständig implantierbaren Totalherzersatzes (TAH) ist Realität. Um dieses Konzept für die Anwendung am Menschen umzusetzen, ist ein anhaltendes Engagement der Regierung erforderlich. Dem Erreichen dieses Zieles steht keine größere technische Barriere im Weg. Dagegen sind die Aufgaben, die sich bei jedem Schritt und in jedem Entwicklungsbereich stellen, enorm. Der zukünftige Fortschritt in der allgemeinen Wissenschaft und Technologie würde dieser Zielsetzung sicherlich zu Gute kommen. Dennoch würde weitere Forschung und Entwicklung besonders in den folgenden Bereichen die Entwicklung eines TAH erleichtern und für Wissenschaftler, die an der MCSS-Entwicklung und an der Entwicklung von implantierbaren medizinischen Vorrichtungen mit langer Lebensdauer beteiligt sind, von Vorteil sein:

1. Verbesserte Konstruktion für höhere Zuverlässigkeit und längere Lebensdauer.
2. Besseres Verständnis der Kreislaufphysiologie von TAH-Empfängern.
3. Entwicklung neuer synthetischer Polymermaterialien."

Geringe elektromechanische Zuverlässigkeit des Antriebsmechanismus und langfristige Hämozuverlässigkeit der mit dem Blut in Berührung kommenden Flächen bleiben als die beiden „Haupt"-Probleme bei der Entwicklung herzunterstützender Vorrichtungen für den Langzeiteinsatz (in Jahren) beim Menschen bestehen.
Mit dem Blut in Berührung kommende Flächen wurden Jahrzehnte lang aus flexiblen Polymerventrikeln hergestellt, die aufgrund der chemischen Unverträglichkeit mit Blut Thrombose, Kalzifizierung und Verklumpung verursachen. Einige kürzlich entwickelte, neuartige Durchflussvorrichtungen, wie beispielsweise der Jarvik 2,000-Propeller oder Zentrifugalpumpen, bestehen aus Titan oder solidem, pyrolytischen Kohlenstoff, um das Problem der biologischen Verträglichkeit zu umgehen. Diesen Vorrichtungen eigen sind jedoch Probleme in Bezug auf die Schaftdichtung, Probleme in Bezug auf die Funktionsfähigkeit von Kugellagern in Blut, geringe Effizienz, Thrombose und Probleme bezüglich der physiologischen Steuerung. Selbst diese neuen Ansätze genügen daher nicht allen Maßgaben für eine langfristig zuverlässige Pumpe.
Die US-Patentschrift 4,210,409 offenbart eine mit einer Magnetspule arbeitende Pumpe zum Bewegen von Flüssigkeit wie beispielsweise Blut, um die Pumpwirkung des natürlichen Herzens zu unterstützen. Die Pumpe umfasst einen zylindrischen Körper, der eine Kammer definiert. Ein beweglich in dieser Kammer befindlicher Kolben weist ein Einwegventil auf, das in eine offene Position bewegt werden kann, damit Flüssigkeit in die Kammer fließen kann, und das in eine geschlossene Position bewegt werden kann, um Flüssigkeit aus der Kammer zu pumpen. Eine Magnetspule oder mehrere Magnetspulen dienen dazu, den Kolben in der Kammer hin und her zu bewegen, um Flüssigkeit aus der Kammer zu pumpen.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, alle bekannten Probleme beim Pumpen von Blut zu lösen und alle Anforderungen einer Hilfsvorrichtung zu erfüllen, indem Polymermaterialien eliminiert werden, indem Blutscherbelastungen minimiert werden, um eine Schädigung des Blutes und Hämolyse zu eliminieren, um sämtliche mechanischen Kontakte und Abnutzung zu eliminieren, indem die Bildung von Thromboembolien minimiert wird, indem pyrolytischer Kohlenstoff oder eine moderne hämokompatible Beschichtung auf starren, mit Blut in Berührung stehenden Flächen verwendet werden; indem hohe Effizienz gewährleistet wird, indem integrale Mittel zum Messen des Blutdrucks bereit gestellt werden, die zur Steuerung der Vorrichtung verwendet werden können, indem ein wirksames Mittel zum Ableiten von Motorwärme ins Blut bereit gestellt wird, indem eine Vorrichtung bereit gestellt wird, die klein genug für eine optimale Implantation in die Brust ist und minimale Leitungslängen aufweist und indem die Ausführung flexibel gestaltet ist, um ein Entnehmen von Blut aus verschiedenen Bereichen des Herzens zu erlauben. Diese und andere Vorteile werden durch die vorliegende Ausführung erfüllt.
Entsprechend stellt die vorliegende Erfindung eine Pumpe zum Pumpen einer Flüssigkeit bereit, umfassend: ein Gehäuse mit einem koaxialen Bohrloch, angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Gehäuseeinlass und einem Gehäuseauslass, die sich axial voneinander entfernt an entgegengesetzten Enden des Gehäuses befinden, und ein erstes Rückschlagventil, das fest damit verbunden ist, um den Durchfluss der Flüssigkeit durch das Gehäusebohrloch zu steuern; einen Kolben, koaxial in dem Gehäusebohrloch angeordnet, zur axialen Verschiebung darin, und mit einem koaxialen Bohrloch angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Kolbeneinlass und einem Kolbenauslass, die sich axial voneinander entfernt an entgegengesetzten Enden des Kolbens befinden, und ein zweites Rückschlagventil, das fest damit verbunden ist, um den Durchfluss der Flüssigkeit durch das Kolbenbohrloch zu steuern; und einen Linearmotor, der eine Mehrzahl von axial aneinander angrenzenden Antriebsspulen, angeordnet in dem Gehäuse, einschließt, und ein Paar axial voneinander entfernte Magnetringe, angeordnet in dem Kolben und radial nach innen beabstandet zu den Antriebsspulen, zur magnetischen Zusammenarbeit mit diesen, um den Kolben in dem Gehäuse axial zu oszillieren, um hierdurch die Flüssigkeit abwechselnd durch das Gehäuse und die Kolbeneinlässe und -auslässe in einer Durchflussrichtung durch die Bohrlöcher im Gehäuse und im Kolben zu pumpen.
Vorzugsweise enthält der Kolben einen zylindrischen Zapfen, der sich radial nach innen beabstandet zu dem Gehäusebohrloch befindet, um damit ein Lager mit einem Spalt zu definieren, um einen Teil der Flüssigkeit von dem Gehäusebohrloch als Lagerflüssigkeit zum hydrodynamischen Unterstützen des schwingenden Kolbens in dem Gehäuse aufzunehmen; und umfasst vorzugsweise des Weiteren Mittel zum Drehen des Kolbens, um ringsum hydrodynamischen Druck in der Lagerflüssigkeit zu entwickeln, wobei das Lager ein Zapfenlager definiert.
Das Mittel zum Drehen des Kolbens umfasst geeigneterweise einen Drehmotor mit einem ringförmigen Rotormagneten mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Rotorpolen und einem Statorband mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Drehspulen, angeordnet in dem Gehäuse zum magnetischen Zusammenarbeiten mit dem Rotormagneten zum Rotieren des Kolbens.
In einer alternativen bevorzugten Pumpe umfasst das Mittel zum Drehen des Kolbens eine axiale Flussturbine, einschließlich einer Vielzahl von ringsum entfernt befindlichen Schaufeln, die radial nach innen bis teilweise in das Kolbenbohrloch reichen, um, auf den hinteren Hub des Kolbens in Richtung des Gehäuseeinlasses hin, den Kolben mithilfe der Flüssigkeit zyklisch zu drehen, wobei insbesondere das zweite Ventil in dem Kolbeneinlass angeordnet ist.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform umfasst das Mittel zum Drehen des Kolbens einen integralen Drehmotor, einschließlich ein Paar axial voneinander entfernte Statorbänder, jedes mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Drehspulen, angelegt im Inneren des Gehäuses und radial zu entsprechenden Antriebsspulen ausgerichtet; und wobei die Magnetringe ringsum voneinander beabstandete Bereiche unterschiedlicher Magnetfeldflussdichte haben und radial unterhalb der entsprechenden Statorbänder positioniert sind, um dadurch magnetisch gedreht zu werden. Bei dieser Ausführungsform wird bevorzugt, dass die Antriebsspulen an entgegengesetzten Enden des Gehäuses in symmetrischen Sätzen angeordnet sind; und jedes Statorband ist axial koextensiv mit einem entsprechenden symmetrischen Satz und radial nach innen dazu angeordnet zum gleichzeitigen axialen Verschieben und Rotieren des Kolbens im Gehäuse. Insbesondere enthalten die Antriebsspulen Lagen von Spulenwindungen, wobei aneinander angrenzende Lagen entgegengesetzte Helixwinkel haben.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung umfasst die Pumpe Mittel zum Kommutieren des elektrischen Stroms in die entsprechenden Antriebsspulen zum magnetischen Verschieben des Kolbens in einen axial nach vorn gerichteten Hub von dem Gehäuseeinlass in Richtung des Gehäuseauslasses und anschließend in einem axialen Rückwärtshub von dem Gehäuseauslass in Richtung des Gehäuseeinlasses zum Oszillieren des Kolbens in dem Gehäuse, um die Flüssigkeit zyklisch axial hindurch zu pumpen. In dieser Ausführungsform umfasst das Mittel zum Kommutieren geeigneterweise eine elektrische Steuerungseinheit, die operativ mit den Antriebsspulen verbunden ist, um für diese sequenziell elektrischen Strom bereit zu stellen, um den Kolben axial zu oszillieren, und vorzugsweise haben die Antriebsspulen und Magnetringe jeweils die gleiche axiale Länge, so dass der Kolbenhub ein ganzzahliges Vielfaches der Magnetringlänge ist. In dieser Ausführungsform ist die Steuerungseinheit vorzugsweise konfiguriert, um den elektrischen Strom für die Antriebsspulen proportional zu dem Überdeckungsgrad der Antriebsspulen mit den Magnetringen zu liefern, und insbesondere umfasst das Mittel zum Kommutieren des Weiteren einen Positionssensor, der zum Bestimmen der axialen Position des Kolbens in dem Gehäuse neben dem Kolben angebracht ist; und der Positionssensor ist operativ mit der Steuerungseinheit verbunden, um dieser die Position des Kolbens zum Kommutieren der Antriebsspulen zu liefern.
Der Positionssensor umfasst geeigneterweise einen Magnetwiderstand (magneto resistor) und einen damit zusammenarbeitenden Positionsmagneten, angebracht neben dem Kolben in dem Gehäuse; eine Positionsbuchse, koaxial in dem Kolben neben dem Gehäusebohrloch angebracht und mit einer Vielzahl ringsum davon ausgehender Positionspole, definiert zwischen einer entsprechenden Vielzahl von ringförmigen Vertiefungen, wobei der Magnetwiderstand und die Positionsbuchse nebeneinander angebracht sind, um dazwischen einen Magnetkreislauf zu definieren; und wobei der Magnetwiderstand operativ mit der Steuerungseinheit verbunden ist, um auf die axiale Verschiebung des Kolbens hin die Positionspole zu zählen, um dessen Position zu erfassen. Die Pumpe umfasst geeigneterweise des Weiteren einen zweiten Positionssensor, der operativ mit der Steuerungseinheit verbunden ist und der magnetisch mit einer gemeinsamen Positionsbuchse zusammenarbeitet und sich 90 elektrische Grade zu dem ersten Positionssensor verschoben befindet, um die axiale Richtung der Kolbenbewegung bei dem nach vorne und nach hinten gerichteten Hub zu bestimmen.
Die in der Pumpe verwendete Steuerungseinheit umfasst geeigneterweise Mittel zum Überwachen von elektrischem Strom zu den Antriebsspulen, um den Differenzialdruck über dem Kolben zu bestimmen.
In der zuvor beschriebenen Ausführungsform umfasst die Steuerungseinheit Mittel zum Steuern der axialen Position und der Geschwindigkeit in dem Kolben.
Insbesondere umfasst die Steuerungseinheit des Weiteren Mittel, die operativ mit dem Mittel zum Drehen des Kolbens verbunden sind, um dessen Drehung zu steuern.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst die Pumpe Mittel, die an dem Zapfenlagerspalt angeordnet sind, um einen Teil der Flüssigkeit von dem Gehäusebohrloch in den Spalt zu pumpen, um Leckagen aus dem Spalt an gegenüber liegenden Enden des Kolbens auszugleichen. Das Mittel zum Pumpen an dem Lager umfasst geeigneterweise eine Schraubenpumpe mit einer Vielzahl von ringsum voneinander beabstandeten Gewindegängen mit entsprechenden Gewindevertiefungen dazwischen, um die Flüssigkeit hindurchzuleiten. Die Schraubenpumpe umfasst vorzugsweise des Weiteren einen ringförmigen Verteiler, angeordnet in Durchflussverbindung mit den Gewindevertiefungen, zum Sammeln der Flüssigkeit daraus, um die Flüssigkeit einheitlich ringsum um den Lagerspalt herum zu verteilen, wobei die Schraubenpumpe insbesondere neben dem Kolbenauslass angeordnet ist. Alternativ ist die Schraubenpumpe in dem Kolbenzapfen an einem axialen Ende des Kolbens angeordnet. Die Gewindegänge der Pumpe sind durch Seitenwände definiert, die sich radial nach innen von dem Zapfen zum Boden der entsprechenden Vertiefungen erstrecken, und die Seitenwände verjüngen sich axial neben dem Zapfen zum Minimieren der Flusstrennung der Flüssigkeit, während diese in und aus den Gewindevertiefungen fließt. Die Verjüngung der Seitenwand verläuft vorzugsweise in einem Winkel von unter 10°. Die Schraubenpumpe beinhaltet vorzugsweise nur vier Gewindegänge und -vertiefungen, die sich ringsum im gleichen Winkel beabstandet voneinander befinden, jeweils mit einem Gewindeeinlass angelegt an einem Ende des Kolbens, um dort Flüssigkeit aufzunehmen.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind Pumpengehäuse und Kolben in einem bioverträglichen Material verkapselt, um in einen lebenden Körper eingepflanzt zu werden, um Blut als die Flüssigkeit durch die Bohrlöcher in dem Gehäuse und dem Kolben zu pumpen.
Zusammenfassung der Erfindung
Eine Linearpumpe mit einem Gehäuse mit einem Bohrloch und axial davon entferntem Einlass und Auslass. Ein erstes Rückschlagventil ist mit dem Gehäuse verbunden, um den Fluss von Flüssigkeit durch das Gehäusebohrloch zu steuern. Ein Kolben mit Kolbenbohrloch und axial voneinander entfernten Einlass und Auslass ist koaxial in dem Gehäusebohrloch zum axialen Verschieben darin angeordnet. Ein zweites Rückschlagventil ist mit dem Kolben verbunden, um den Flüssigkeitsfluss durch das Kolbenbohrloch zu steuern. Ein Linearmotor hat eine Vielzahl von axial aneinander angrenzenden Antriebsspulen, angeordnet in dem Gehäuse, und ein Paar axial voneinander entfernte Magnetringe, angeordnet in dem Kolben und radial nach innen beabstandet zu den Antriebsspulen, zur magnetischen Zusammenarbeit mit diesen, um den Kolben in dem Gehäuse axial zu oszillieren, um hierdurch die Flüssigkeit abwechselnd durch das Gehäuse und die Kolbeneinlässe und -ausläse in einer Durchflussrichtung durch die Bohrlöcher im Gehäuse und im Kolben zu pumpen.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die Erfindung in Übereinstimmung mit bevorzugten und beispielhaften Ausführungsformen ist zusammen mit deren weiteren Aufgaben und Vorteilen genauer in der folgenden ausführlichen Beschreibung beschrieben, die in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen zu sehen ist, in denen Folgendes dargestellt ist:
1 ist eine schematische Darstellung der Linearpumpe, verbunden mit einem menschlichen Herzen im Inneren einer Brust zum Unterstützen des Pumpens von Blut durch den Körper in einer beispielhaften Konfiguration.
2 ist eine axiale, teilweise angeschnittene Ansicht der Linearpumpe, veranschaulicht in 1 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform, mit einem Kolben, der in einem Gehäuse angebracht ist und axial von einem Linearmotor hin und her bewegt wird, der sich integral darin befindet, um mit einem Paar von Rückschlagventilen Blut in einer Durchflussrichtung zu pumpen.
3 ist eine Flussdiagrammdarstellung der wichtigsten Teile des in 2 veranschaulichten Linearmotors.
4 und 5 sind schematische Darstellungen eines beispielhaften zweiklappigen Rückschlagventils, das in der in 2 veranschaulichten Pumpe verwendet werden kann.
6 und 7 sind schematische Darstellungen eines Rückschlagventils mit einem einzelnen Ventilteller, das in einer alternativen Ausführungsform in der in 2 veranschaulichten Pumpe verwendet werden kann.
8 ist eine schematische Darstellung eines beispielhaften Linearmotors und dem durch diesen hindurchgehenden magnetischen Flussverlauf.
9 ist eine schematische Darstellung von drei aneinander angrenzenden axialen Antriebsspulen und eines damit zusammenarbeitenden Magnetrings zur Verwendung zum Erreichen der Spuleneffizienz.
10 ist eine schematische Darstellung einer helikalen Spulenwindung für eine beispielhafte Antriebsspule, die in einem Linearmotor verwendet wird.
11 ist eine schematische Darstellung von Kräften, die von der Antriebsspule bei zwei entgegengesetzten Helixwindungswinkeln produziert werden.
12 ist eine schematische Darstellung eines beispielhaften Magnetwiderstands auf einem Substrat zur Verwendung in einem Positionssensor zum Bestimmen der axialen Position des Kolbens in dem in 2 veranschaulichten Gehäuse.
13 ist ein beispielhafter Magnetwiderstandsschaltplan für den in 12 veranschaulichten Magnetwiderstand zur Verwendung bei der Konfigurierung des Positionssensors.
14 ist ein axialer Schnitt durch eine beispielhafte Ausführungsform des in der Pumpe in 2 gezeigten Positionssensors, der den Verlauf des Magnetflusses zwischen dem Magnetwiderstand und der mit diesem zusammenwirkenden Positionsbuchse um den Kolben herum veranschaulicht, zum Bestimmen dessen axialer Position.
15 ist eine teilweise angeschnittene und schematische axiale Ansicht der in 2 veranschaulichten Linearpumpe gemäß einer alternativen Ausführungsform mit einem unabhängigen Drehmotor zum Drehen des Kolbens im Gehäuse.
16 ist eine schematische Darstellung des in 2 veranschaulichten Pumpenkolbens in einer alternativen Ausführungsform mit einer Turbine, angeordnet in dessen Bohrloch, zum Drehen des Kolbens im Gehäuse.
17 ist die Ansicht entlang Linie 17-17 des Endes des in 16 veranschaulichten Kolbens.
18 ist eine teilweise angeschnittene und schematisch axiale Ansicht eines Abschnitts der in 2 veranschaulichten Linearpumpe gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit einem integralen Drehmotor, der radial unterhalb den axialen Antriebsspulen in dem Gehäuse angeordnet ist, um den Kolben gleichzeitig zu drehen und hin und her zu bewegen.
19 ist ein radialer Schnitt entlang Linie 19-19 der in 18 veranschaulichten Linearpumpe.
20 ist eine schematische Darstellung des in 18 und 19 veranschaulichten integralen Drehmotors zum Drehen des Kolbens in dem Gehäuse.
21 ist eine schematische Darstellung eines Paares von nicht konzentrischen Zylindern, die ein allgemeines Lager bilden, um dessen radiale Instabilität zu zeigen.
22 ist ein radialer Schnitt durch ein beispielhaftes Magnetkreisschema der Pumpe mit einem sich drehenden Eisenkern in einem stationären Statoreisen.
23 ist ein axialer Schnitt entlang Linie 23-23 durch die in 22 veranschaulichte schematische Pumpe.
24 ist ein Schaubild, das die Blutviskosität als eine Funktion der Scherrate aufträgt.
25 ist eine schematische Darstellung der Geschwindigkeitsverteilung in dem Spalt zwischen dem Kolben und dem Gehäuse der in 2 veranschaulichten Linearpumpe.
26 ist ein Schaubild, das die akzeptable Scherbelastung als Funktion der Zeitdauer für Blutbestandteile zeigt.
27 ist eine schematische Darstellung eines zweifach wirkenden, axialen, hydrodynamischen Lagers, angeordnet in dem Spalt zwischen dem Kolben und dem Gehäuse der in 2 veranschaulichten Linearpumpe zum Tragen des Kolbens darin gemäß einer beispielhaften Ausführungsform.
28 ist eine schematische Darstellung eines einfach wirkenden, axialen, hydrodynamischen Lagers, gebildet in dem Spalt zwischen dem Kolben und dem Gehäuse der in 2 veranschaulichten Linearpumpe zum Unterstützen des Kolbens darin gemäß einer beispielhaften Ausführungsform.
29 ist eine schematische Darstellung eines Zapfenlagers, gebildet in dem Spalt zwischen dem Kolben und dem Gehäuse der in 2 veranschaulichten Linearpumpe zum Unterstützen des Kolbens darin gemäß einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
30 ist ein Grundriss des in 2 veranschaulichten Kolbens mit einer integralen Schraubenpumpe an einem Ende zum Gewährleisten des Flusses von Füllflüssigkeit in den Lagerspalt, um Endleckagen daraus auszugleichen.
31 ist eine radiale Ansicht entlang Linie 31-31 des Endes der in 30 veranschaulichten Schraubenpumpe.
32 ist ein Schnitt entlang Linie 32-32 durch einen beispielhaften Gewindegang und eine beispielhafte Gewindevertiefung veranschaulicht in 30.
33 ist eine schematische Darstellung einer Steuereinheit zum Steuern des Betriebs der in 2 veranschaulichten Flüssigkeitspumpe gemäß einer beispielhaften Ausführungsform.
34 ist ein beispielhaftes Schaubild, das die Kolbengeschwindigkeit als eine Funktion der Zeit für einen Zyklus des in 2 gezeigten Kolbens zeigt.
35 ist ein beispielhaftes Schaubild, das für den entsprechenden, in 34 veranschaulichten Zyklus die Kolbenposition als Funktion der Zeit zeigt.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM(EN)
Die oben vorgestellten Probleme sind nun lösbar, und zwar mithilfe einer Ausführung, die in der Pumpe durchweg die beste, blutkompatible Oberfläche (pyrolytischer Kohlenstoff) und eine komplett starre Titanpumpe verwendet und nur ein bewegliches Teil aufweist, einen nicht berührenden Linearmotorantrieb, der in einer vorigen Anwendung bereits einen 5 Jahre anhaltenden, kontinuierlichen Betrieb mit 100%iger Zuverlässigkeit gezeigt hat. Das vorzustellende Konzept besitzt das Potenzial, das Ziel einer fünfjährigen Betriebsdauer mit 90%iger Zuverlässigkeit weit zu übertreffen. Dies kann nun mit vorhandenen Materialien erreicht werden.
Das Problem der langfristigen Blutkompatibilität wurde gelöst, indem das Problem ausgeschaltet wurde. Es werden keine polymeren Materialien verwendet. Die Pumpe nutzt sich nicht ab und kann bei anderen Empfängern wiederverwendet werden. Es besteht daher die Möglichkeit einer großen Kosteneinsparung und größerer Erschwinglichkeit. Es werden zwei zufriedenstellende, serienmäßige Herzklappen verwendet. Sie können leicht ersetzt werden, sobald in der Zukunft bessere Ausführungen verfügbar werden, sei es aufgrund besserer Effizienz, größerer hämodynamischer Zuverlässigkeit oder geringerer Geräuschentwicklung. Die Erfindung ist nicht statisch, sondern kann zukünftige Verbesserungen einschließen.
Hierin wird die folgende Nomenklatur verwendet:
ERLÄUTERUNG DER NOMENKLATUR
τ = Zeitliche Dauer eines LVAD-Pumpenzyklus (Sek.). Dies entspricht der Kolbenausstoßdauer + Rücksetzungsdauer.
τ_s = Kolbenausstoßdauer (Sek.). Dies wird im Allgemeinen als Pumpensystolenzeit bezeichnet.
τ_d = Kolbenrüeksetzungsdauer (Sek.). Dies wird im Allgemeinen als Pumpendiasystolenzeit bezeichnet und darf nicht mit der Diastole des natürlichen Herzens verwechselt werden.
s = Index, der den systolischen Abschnitt (Ausstoß) des Zyklus bezeichnet.
d = Index, der den diasystolischen Abschnitt (Rückstellung) des Zyklus bezeichnet.
Q = allgemeine Flussrate.
Q₈ = systolische Flussrate, Pumpenausstoß.
Q_d = diasystolische (Rücksetzungs-)Flussrate durch das Kolbenbohrloch innerhalb der Pumpe.
Q_n = Nettopumpenflussrate unter Berücksichtigung der Ventilleckagen.
n = Effizienz.
μ = Gesamtviskosität des Blutes.
B = Magnetfeldflussdichte, allgemein.
l/m = Liter pro Minute
ΔP = Druckabfall
ANDERE: Technische Abschnitte enthalten gegebenenfalls eine Legende zum Definieren anderer Symbole und Einheiten.
Veranschaulicht in 1 ist eine Linearpumpe 10, konfiguriert gemäß einer beispielhaften Ausführungsform, um zum Pumpen von Flüssigkeit oder Blut 12 in einen lebenden Körper eingepflanzt zu werden. In der veranschaulichten beispielhaften Ausführungsform ist die Pumpe 10 als linksventrikuläre Hilfsvorrichtung (left ventricular assist device; LVAD) konfiguriert, die chirurgisch zwischen dem linken Vorhof und der absteigenden Aorta eines menschlichen Herzens 14a angebracht ist. Die Pumpe 10 hat einen geeigneten Einlassschlauch 10a, der an eine Öffnung im linken Vorhof genäht ist, und einen geeigneten Auslassschlauch 10b, der an die absteigende Aorta genäht ist.
Die Pumpe 10 wird von einer elektrischen Steuerungseinheit 16 gesteuert, die geeigneterweise elektrisch damit verbunden ist, und wird von einer eingepflanzten Batterie 18, die elektrisch mit der Steuerungseinheit 16 verbunden ist, angetrieben. Die Pumpe 10 und die zusammenarbeitende Steuerungseinheit 16 und Batterie 18 sind in den Körper 14 unter der Haut 14b eingepflanzt. Die Batterie 18 wird regelmäßig von einer herkömmlichen Induktionsladevorrichtung 20 aufgeladen, die eine Induktionsspule innerhalb des Körpers 14 und eine zusammenarbeitende, äußere Induktionsspule außerhalb des Körpers in einer bekannten Konfiguration hat.
2 veranschaulicht eine beispielhafte Ausführungsform der Pumpe 10, die ein hohles Gehäuse 22 mit einem koaxialen, glatten, zylindrischen, Zentralbohrloch 22a einschließt, angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Pumpen- oder Gehäuseeinlass 22b und einem Pumpen- oder Gehäuseauslass 22c, die sich axial voneinander beabstandet an entgegengesetzten Enden des Gehäuses 22 befinden. Ein erstes Einwegventil oder Rückschlagventil 24a ist zum Steuern des Flusses von Blut 12 durch das Gehäusebohrloch 22a geeigneterweise fest mit dem Gehäuseeinlass 22b verbunden. In einer alternativen Ausführungsform kann sich das erste Ventil 24a stattdessen in dem Gehäuseauslass 22c befinden.
Ein zylindrischer, hohler Kolben 26 ist zur axialen Verschiebung darin koaxial in dem Gehäusebohrloch 22a angeordnet. Der Kolben 26 hat ein koaxiales, glattes Zentralbohrloch 26a, angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Kolbeneinlass 26b und einem Kolbenauslass 26c, die sich axial voneinander beabstandet an entgegengesetzten Enden des Kolbens 26 befinden. Ein herkömmliches zweites Einwegventil oder Rückschlagventil 24b ist zum Steuern des Flusses von Blut 12 durch das Kolbenbohrloch 26a geeigneterweise fest mit dem Kolbenauslass 26c verbunden. In einer alternativen Ausführungsform kann das zweite Ventil 24b stattdessen in dem Kolbeneinlass 26b installiert sein.
Ein Linearmotor 28 hat eine Vielzahl von axial aneinander angrenzenden, koaxialen Statorantriebsspulen 28a, angeordnet in dem Gehäuse 22, welche mit einem Paar von axial voneinander entfernten, permanenten Magnetringen 28b, angeordnet in dem Kolben 26, zusammenarbeiten. Die Magnetringe 28b sind auch radial nach innen zu den Antriebsspulen 28a beabstandet zum magnetischen Zusammenarbeiten mit diesen, um den Kolben 26 in dem Gehäuse 22 axial zu verschieben oder zu oszillieren, um das Blut 12 zyklisch durch das Gehäuse und die Kolbeneinlässe 22b, 26b und -auslässe 22c, 26c in einer Flussrichtung durch das Gehäuse und die Gehäusebohrlöcher 22a, 26a zu pumpen.
Da die Pumpe 10 in dieser beispielhaften Ausführungsform speziell zum Pumpen von Blut 12 in einem lebenden Körper konfiguriert ist, sind Gehäuse 22 und Kolben 26 vorzugsweise in einem geeigneten bioverträglichen Material verkapselt, um in den Körper eingepflanzt zu werden und Blut durch die Gehäuse- und die Kolbenbohrlöcher 22a, 26a zu pumpen. In der in 2 veranschaulichten, bevorzugten Ausführungsform ist dies erreicht, indem die Außenflächen des Gehäuses 22 und des Kolbens 26 in der Form geeignet dünner Titanummantelungen oder -gehäuses ausgebildet sind, die ihrerseits, falls gewünscht, geeigneterweise mit einem bioverträglichen Material wie beispielsweise Kohlenstoff, beschichtet sein können.
Der in 2 veranschaulichte Kolben 26 hat eine zylindrische Außenfläche, bzw. einen Zapfen 26d, der vorbestimmterweise radial einwärts von dem Gehäusebohrloch 22a angeordnet ist, um damit ein hydrodynamisches Lager mit einem radialen Spalt 30 zu definieren, um einen Teil des Blutes 12 von dem Gehäusebohrloch 22a als Lagerflüssigkeit zum hydrodynamischen Unterstützen des schwingenden Kolbens 26 in dem Gehäuse 22 aufzunehmen. Die das Gehäusebohrloch 22a definierende Innenfläche des Gehäuses ist geeigneterweise glatt und der entsprechende Kolbenzapfen 26d ist ebenfalls größtenteils glatt. Der Kolbenspalt 30 soll ein ringförmiger Hohlraum sein, der vollständig zwischen den entgegengesetzten Enden des Kolbens 26 in Durchflussverbindung mit dem Gehäusebohrloch 22a verläuft.
Während des Betriebs wird der Linearmotor 28 angetrieben, um den Kolben 26 in einem nach vorne gerichteten Hub bzw. Ausstoß magnetisch axial in dem Gehäusebohrloch 22a zu verschieben, abwechselnd gefolgt von einem nach hinten gerichteten Hub oder Rücksetzungsstoß. Der Kolben 26 wird daher axial nach vorne und hinten hin und her bewegt, um das Blut 12 linear in einer Flussrichtung nach vorne von dem Gehäuseeinlass 22b zu dem Gehäuseauslass 22c zu pumpen. Die Einweg-Rückschlagventile 24a,b arbeiten mit dem sich hin und her bewegenden Kolben 26 zusammen, um den Fluss in eine Richtung zu erhalten. In 2 ist der Kolben 26 als durchgezogene Linie in der Mitte seines nach vorne gerichteten Ausstoßes veranschaulicht, wobei des erste Ventil 24a offen und das zweite Ventil 24b, das an dem Kolben 26 befestigt ist, geschlossen ist, um den Rückfluss durch das Kolbenbohrloch 26a zu blockieren. So stellt der Kolben 26 einen sich nach vorne bewegenden Stopfen dar, der das Blut 12 nach vorne und durch den Gehäuseauslass 22c nach außen drückt. Gleichzeitig gelangt das Blut 12 durch den Gehäuseeinlass 22b nach innen.
Beim nach hinten gerichteten Rücksetzungsstoß bewegt sich der Kolben 26 nach hinten, was eine Öffnung des zweiten Ventils 24b bewirkt, wie als Umrisslinie gezeigt, wobei das erste Ventil 24a geschlossen ist, wie ebenfalls als Umrisslinie gezeigt. Das geschlossene, erste Ventil 24a verhindert den Rückfluss des Blutes, während das offene, zweite Ventil 24b dem Kolben erlaubt, sich für den nächsten Zyklus ohne Flussbehinderung an den Anfang seiner Bewegung zurückzusetzen. Auf diese Weise bewirkt die Linearpumpe 10 ein Pumpen des Blutes 12 in regelmäßigen Impulsen nur in Vorwärtsrichtung.
Der Kolben 26 ist vollständig von Blut 12 umgeben und vermittelt Pumpwirkung durch sein Bohrloch 26a. Außerdem bewirkt der Fluss des Blutes 12 in dem Kolbenspalt 30 ein hydrodynamisches Lager zur schwebenden Aufnahme des Kolbens 26 weg von dem Gehäusebohrloch 22a, damit seine im Wesentlichen reibungsfreie Bewegung gewährleistet ist.
Kräfte im dem hydrodynamischen Lager können ausschließlich durch die axiale Bewegung des Kolbens 26 in dem Gehäuse 22 entwickelt werden oder der Kolben kann rotiert werden, um in der Lagerflüssigkeit ringsum hydrodynamischen Druck zu entwickeln, wobei das Lager ein Zapfenlager definiert. In dieser Ausführungsform sind geeignete Mittel zum Drehen des Kolbens 26 zur Erbringung der Leistungscharakteristik eines Zapfenlagers bereit gestellt, wie ausführlicher nachfolgend beschrieben ist.
Die Linearpumpe 10 ist von ultimativer mechanischer Einfachheit, da sie nur ein einziges bewegliches Teil hat. Dieses Teil ist der linear oszillierende Hohlkolben 26, der Blut in einer Flussrichtung durch die Pumpe pumpt. Die Pumpe nutzt das sich bewegende Ventil 24b in dem Kolben 26 und das unbewegliche Ventil 24a in dem Gehäuseeinlass 22b, um diese Pumpwirkung zu erreichen, was ausführlicher in den folgenden Abschnitten erläutert wird. Der Kolben bewegt sich innerhalb des glatt polierten Bohrlochs 22a aus Titan hin und her, welches das Gehäuse der Pumpe ist. Diese Oberflächen sind mit Biolite beschichtet (Biolite ist der Handelsname der Carbomedics Corporation für ihre Kohlenstoffbeschichtungen) und sind so fein poliert wie Herzklappen. Das Gehäuse enthält unbewegliche elektrische Spulen 28a, die unter Strom gesetzt sind, um eine axiale Kraft auf den Kolben zu erzeugen. Der Kolben ist der bewegliche Teil des Motors. Er enthält zwei Magnetringe 28b, die darin hermetisch eingeschlossen sind. Die LVAD-Pumpe hat in einer Ausführungsform einen Durchmesser von 4,572 cm (1,8 Zoll) und eine Länge von 7,874 cm (3,10 Zoll).
Es sind zwei Gruppen von drei Antriebsspulen 28a gezeigt, deren Funktion es ist, axiale Bewegung hervorzubringen. Sie sind rund und umgeben das zylindrische Bohrloch 22a der Pumpe. Diese Spulen sind hermetisch in einem Zylinder aus korrosionsresistenter Titanlegierung eingeschlossen, dessen gesamte Oberfläche, die mit Blut in Berührung steht, mit Biolite beschichtet ist. (Biolite ist der Handelsname der Carbomedics Corporation für ihre Kohlenstoffbeschichtungen). Biolite wird aufgrund seiner dauerhaften Hämokompatibilität und Nichtthrombogenität verwendet, um die Titanversteifungsringe zu beschichten, die in Herzklappenprothesen verwendet werden. Der Kolben 26, welcher den sich bewegenden Teil des Motors oder Ankers darstellt, hat zwei integrale Magnetringe 28b, einen an jedem Ende. Da die Magnete das sich bewegende Element darstellen, gibt es im Gegensatz zu anderen Linearmotorausführungen keine biegsamen Leitungen, die brechen könnten. Der gesamte Kolben (Magnete, usw.) ist in einem hermetisch versiegelten Gehäuse aus Titan verkapselt, welches ebenfalls auf allen mit Blut in Berührung stehenden Flächen mit Biolite beschichtet ist. Der Kolben 26 passt in das Bohrloch 22a mit einem radialen Abstand von 0,0015 Zoll oder 38 Mikron. Da die Pumpe vollständig mit Blut gefüllt ist, befindet sich Blut auch in diesem Spalt 30. Der Kolben ist insofern multifunktional, als dass er sein eigenes selbsttragendes, hydrodynamisches 360°-Lager darstellt. Durch Rotieren des Kolbens in dem Bohrloch mithilfe desselben Linearmotors bei nur 72 Umdrehungen pro Minute wird der Kolben zu einem bewährten Zapfenlager, das in jeder Ausrichtung arbeitet.
Der Kolben bleibt während seiner Rotation und Oszillation wohlzentriert in dem Bohrloch. Es ist daher keine Berührung mit dem Gehäuse, keine Abnutzung und vernachlässigbare Reibung vorhanden. Die Steifigkeit des Lagers beträgt 38,02 kg/m (3.300 lb/in) oder entspricht der Steifigkeit einer Kugellagersuspension. Es verarbeitet die magnetischen Seitenlasten des Motors über eine weite Spanne. Diese Motorausführung besitzt bewährte, inhärent niedrige Seitenlasten und eignet sich ideal für die Anwendung. Im selben Motor wird Lagerrotation erreicht, indem eine innovative, getrennte Wicklung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform verwendet wird, die nachfolgend beschrieben ist: Zwei sehr dünne Spulen mit einer Stärke von 254 Mikron (0,010 Zoll) werden mit konstantem Gleichstrom versorgt. Sie befinden sich jeweils am Ende des Stators. Zwei Spulen benötigen nicht mehr Platz als eine, also wird durch die Verwendung von zwei Spulen Redundanz gewährleistet. Im Gegensatz zu bürstenlosen DC-Motoren produziert der Motor ein konstantes Drehmoment, ohne dass Kommutatorschaltkreise oder rotierende Positionssensoren benötigt werden. Elektronik wird nur benötigt, um der Wicklung einen schwachen konstanten Gleichstrom zu liefern. Diese Eigenschaft macht die Lagerbelastbarkeit von der Blutviskosität unabhängig.
In dem Abschnitt über die Ausführung des Zapfenlagers ist gezeigt, warum die Anwendung eines konstanten Drehmoments diesem Lager eine einmalige und wünschenswerte Eigenschaft verleiht. Es kompensiert nämlich selbstständig etwaige Veränderungen der Viskosität des Blutes. Mit anderen Worten bleibt die Belastbarkeit des Zapfenlagers mithilfe einer konstanten Drehmomenteingabe unverändert. Sie ist unabhängig von der Viskosität. Nimmt die Viskosität des Blutes ab, beispielsweise durch Verwendung von Medikamenten, oder verringert sich der Hämatokrit aufgrund einer Erkrankung, erhöhen sich die 72 Umdrehungen pro Minute des Lagers von selbst, was die ursprüngliche Belastbarkeit wieder herstellt. Umgekehrt verlangsamt sich das Lager automatisch, sollte sich die Viskosität aus irgendeinem Grund erhöhen. Dieses Lager arbeitet daher gleichermaßen gut in Empfängern unterschiedlicher Bluttypen, deren absolute Viskosität bei Asiaten, Südamerikanern, Indern, usw. natürlich unterschiedlich sein kann. Diese und andere wichtige Vorteile, wie beispielsweise die Fähigkeit des Lagers, sehr hohe Schockbelastungen zu absorbieren, werden in Abschnitt F und G erläutert.
Wie pumpt nun der schwingende Kolben Blut? In der rechten Seite des sich bewegenden, hohlen Kolbens wird eine standardmäßige Aortenherzklappe mit 25 mm Durchmesser 24b (es kann jede Beliebige verwendet werden) befestigt. In 2 ist der Kolben in der Mitte seines Hubs gezeigt, wobei er sich nach rechts bewegt und gegen den systolischen Druck drückt. Die Effizienz der Energieumwandlung des Motors beträgt übrigens 85% bei 120 mm Hg systolischem Druck. Diese Klappe 24b wird zugedrückt, so dass die Pumpe Blut durch den Auslass der Pumpe zu der absteigenden Aorta drückt. Der Kolben bewegt sich von links nach rechts mit einer Gesamthubstrecke von 22,86 mm (0,9 Zoll) in 55 Millisekunden, was als Systolenzeit bezeichnet wird. Bewegt sich der Kolben nach rechts, ist die unbewegliche Mitralklappe 24a auf der linken Seite offen, was dem Blut ermöglicht, in die Pumpe einzutreten. Diese Klappe ist relativ groß (27 mm), um nur geringe Druckabfälle hervorzurufen. Dadurch kann sich die Pumpe durch den Druck im linken Vorhof füllen, vorausgesetzt, der linke Vorhof wird als Einlass der Pumpe verwendet. Unterdruck bzw. Saugwirkung hinter dem Kolben wird vermieden (da dies zu einer Ruptur der roten Blutkörperchen führen könnte), indem ein ausreichend großes Einlassventil verwendet wird.
Hat der Kolben fast das Ende seines Hubs erreicht, wird er vom Motor 28 abgebremst, angehalten und in seiner Richtung umgekehrt. Während der Richtungsumkehrung wird das bewegliche Ventil aufgedrückt. Die Einführung eines kleinen Rückflusses und systolischer Druck hinunter in das Bohrloch des Kolbens schließt das Einlassventil 24a. Dieses Ventil eliminiert den Rückfluss von Blut, wenn sich der Kolben zurücksetzt. Der Kolben kehrt fast mühelos zu seiner Ausgangsposition zurück, da auf beiden Seiten aortaler Druck vorliegt und wenig Strom verbraucht wird. Die Rückstellungsdauer wird als Diastolenzeit bezeichnet und dauert zwischen 0,33 Sekunden und 0,10 Sekunden, während sich die Pumpenfrequenz erhöht, um Flussraten von 3 bis 10 l/min zu erreichen. Die Systolenzeit wird bei geringeren bis mittleren Flussraten willkürlich bei 55 Millisekunden gehalten und wird bei 8 l/min oder darüber auf 50 Millisekunden erhöht, um die Motoreffizienz zu erhöhen. Im natürlichen Herzen erfolgt eine ähnliche physiologische Antwort.
Ein gezeigter Miniatursensor 32 befindet sich zwischen den beiden Gruppen von drei Antriebsspulen 28a. Er wird verwendet, um jede einzelne Spule nacheinander an und abzuschalten, wenn sich der Kolben bewegt. Diese besondere Verwendung von schaltbaren Spulen in einem Linearmotor mit Schwingspule ermöglicht die Zuleitung von Strom nur zu den Spulen, die sich unmittelbar über dem sich bewegenden Magneten befinden. Auf diese Weise wird in nicht-kraftproduzierenden Spulen kein Strom verwendet, was die Effizienz um 33% erhöht. Diese Kommutationstechnik ermöglicht einem Linearmotor mit Schwingspule, einen, im Vergleich zu der Achsenlänge des Magnetrings langen Hub zu haben, in diesem Fall 3 zu 1. Ein langer Hub verringert den erforderlichen Kolbendurchmesser. Dies verringert nicht nur die aufgewandte systolische Kraft, sondern erhöht auch die Kolbengeschwindigkeit, was beides die Motoreffizienz erhöht. Diese Faktoren ermöglichten die Umsetzung einer Energieumwandlungseffizienz von 85%. Motorspulenkommutation ist in Abschnitt C erläutert.
Die Größe der Pumpe wurde im Vergleich zu herkömmlichen 70 bis 85 ml-Gummiausführungen erheblich verringert, indem ein kleines Schlagvolumen von 18,8 ml verwendet wurde. Dies entspricht typischerweise ¼ des Schlagvolumens des Herzens eines Erwachsenen. Die Pumpe läuft daher im Vergleich zum natürlichen Herzen mit einer vierfachen Frequenz. Bei größeren Patienten würde sie mit einer etwas höheren Frequenz und bei kleineren Patienten etwas langsamer arbeiten. Bei Kindern, oder wenn ein Ausstoß von 10 l/min nicht erforderlich wäre, würde eine kleinere Pumpe, als die in 2 Gezeigte verwendet werden.
Obgleich die Schlagfrequenz der Pumpe höher ist als die physiologische Frequenz, wurde die Spitzendurchflussrate (systolisch) der Pumpe zu Gunsten eines konservativen physiologischen Designs erheblich geringer gehalten als die eines natürlichen Herzens. Pumpen mit kontinuierlichem Durchfluss sind anscheinend physiologisch akzeptabel. Diese Ausführung liegt irgendwo zwischen dem hohen pulsierenden Durchfluss des natürlichen Herzens und kontinuierlichem Durchfluss.
Wird von der Pumpe eine höhere Durchflussrate gefordert, wird ihre Frequenz leicht erhöht. Ihre Hubstrecke bleibt konstant bei 2,286 cm (0,9 Zoll), um die Motoreffizienz zu maximieren. Der systolische Druck wird von dem Antriebsstrom des Motors genau bestimmt. Da die Motorkraft bei dieser Art von Motor linear mit dem Strom variiert, ist der Differenzialdruck über den Kolben hinweg direkt proportional zu dem überwachten Strom, und da der Kolben reibungsfrei ist, wirkt der Kolben wie ein idealer Druckwandler. Die Werte des systolischen Drucks sind unabhängig von Veränderungen des umgebenden Luftdrucks. Die besondere Verwendung des Motors 28 als Druckwandler zur physiologischen Steuerung wird in Abschnitt J erläutert. Physiologische Pumpensteuerung kann auf unterschiedlichen Steuerungsmöglichkeiten basieren. Ist beispielsweise das EKG-Signal des Patienten zuverlässig und ist das Herz rechtsseitig in guter Verfassung, kann die Pumpenfrequenz entsprechend der Schlagfrequenz des natürlichen Herzens eingestellt werden. Es bestehen zukünftig auch Möglichkeiten zur Verwendung des Blutsauerstoffsättigungsspiegels im rechten Vorhof, um den Herzausstoß zu steuern. LVAD-Steuerungsmöglichkeiten sind in Abschnitt J erläutert. Der Pumpenausstoß folgt, als ein letztes Beispiel, dem Aktivitätsgrad oder dem kardialen Bedarf des Empfängers, unter Verwendung einer adaptiven physiologischen Steuerung ausgehend vom systolischem Druck.
Die kontinuierliche und die augenblickliche Position des Kolbens werden durch Verwendung zweier redundanter Miniaturmagnetwiderstände 32a erhalten, wie ausführlicher nachfolgend beschrieben ist. Sie nehmen Vertiefungen wahr, die im Durchmesser einer Eisenmanschette 32b maschinell hergestellt sind, die sich unterhalb des Titangehäuses des Kolbens befindet. Die Position des Kolbens wird durch Zählen von Impulsen bestimmt. Ein Endpunktsensor setzt die Impulszahl am Ende des Hubs auf null zurück. Die vorgeschlagene Ausführung benötigt keinen zusätzlichen Platz, da der Raum zwischen den Magnetringen 28b unbenutzt ist und zwischen den Leitern der Antriebsspulen Platz ist. Diese Sensoren produzieren mit minimaler Elektronik direkt einen Ausgabepuls von 3 Volt. Sie sind Festkörper und altern nicht. Sie besitzen eine Frequenzantwort von 10 KHz für außerordentliche Steuersystemleistung. Die Geschwindigkeit des Kolbens kann direkt erhalten werden, indem der Zeitraum zwischen den Impulsen bestimmt wird. Die Verwendung zweier Sensoren, die um eine ¼ Teilung versetzt sind, produziert Information über die Geschwindigkeitsrichtung. Redundanz ist einfach zu erhalten. Dies ist in Abschnitt D erläutert. Diese Sensoren werden heute von IBM in schwebenden Magnetköpfen für Festplatten verwendet, und sind von höchster Zuverlässigkeit und kleinster Größe.
Linearmotoren mit Schwingspulen können im Allgemeinen aufgrund ihrer inhärenten linearen, Antwort einfach gesteuert werden, was auf die Invarianz der Kraftkonstanten zurückzuführen ist. Routinemäßige Beschleunigung und Verlangsamung sind einfach auszuführen, und man erhält ein gutes Positionssignal. Der Kräfteverlust bei Beschleunigung und Verlangsamung beträgt aufgrund der geringen Masse des Kolbens nur 1%. Als Systole kann jede Form der Durchflussrate programmiert werden. Dennoch maximiert ein konstantes Geschwindigkeitsprofil die Effizienz eines Motors. Um daher die Analyse der Pumpeneffizienz zu vereinfachen, wurde in jeder Richtung ein konstantes Geschwindigkeitsprofil verwendet. Ein Schaubild dieses Profils ist in 34 gezeigt.
Durch die geringe Größe der vorgeschlagenen Pumpe, 4,572 cm (1,80 Zoll) im Durchmesser × 7,874 cm (3,10 Zoll) in der Länge (nur 129 ml Volumen), kann die Pumpe in die Brusthöhle neben dem Herzen 14a zwischen dem linken Vorhof und der absteigenden Aorta eingepflanzt werden, wobei die Länge der Verbindungsleitungen kurz ist. Diese Minimierung künstlicher Leitungen ist ein anerkannter Vorteil, da nicht nur in der Pumpe, sondern auch am Einlass und Auslass dauerhafte hämodynamische Zuverlässigkeit erforderlich ist. 1 zeigt die vorgeschlagene Stelle zur Einpflanzung der LVAD. Es wird vorgeschlagen, Blut wie gezeigt aus dem linken Vorhof zu entnehmen und es in die absteigende Aorta auszustoßen. Die absteigende Aorta befindet sich in unmittelbarer Nähe und lässt ausreichend Platz für das Einfügen der Pumpe. Um diese Stelle festzulegen, wurden bereits Vermessungen der Thoraxhöhle vorgenommen (bei einer Operation am offenen Herzen).
Falls günstig, können andere Stellen in Erwägung gezogen werden, beispielsweise das Entnehmen von Blut aus der linken Ventrikelspitze. Die physiologischen Pumpeigenschaften der Pumpe können leicht durch richtige Wahl der Größe des Einlassventils modifiziert werden, um den physiologischen Anforderungen in Bezug auf den Druckabfall an der gewählten Stelle zu entsprechen (erläutert in Abschnitt B). Das unbewegliche Ventil 24a kann anstatt an den Einlass auch an den Auslass 22c der Pumpe gesetzt werden. Dann werden physiologische Beschränkungen des Druckabfalls ausgeschaltet. Eine weitere Erhöhung der Vielseitigkeit kann über das zur physiologischen Steuerung gewählte Verfahren erfolgen (erläutert in Abschnitt J).
Zurückkehrend zu der Ausführung des in 2 veranschaulichten Linearmotors, befinden sich zwei Magnetflussummantelungen oder -ringe 22s, 26s in dem Gehäuse und Kolben. Die Ringe 22s, 26s bestehen aus magnetischen Eisen mit hoher Sättigung, legiert mit 3% Vanadium und 45% Kobalt. Bezeichnet als Vanadium-Permendur, wird es verwendet, um Gewicht zu sparen. Damit können dünnere Flussummantelungen angewandt werden, als dies mit dem normalerweise verwendeten Siliciumeisen möglich wäre. Vanadium-Permendur kann bis zu 23.000 Gauss verwendet werden, in dieser Ausführung allerdings nur zwischen 16.000 und 21.000 Gauss. Der radiale Fluss vom rechten Magnetring 28b passiert die Kraft erzeugende Spule 28a und verläuft in die unbewegliche, äußere Ummantelung 22s. Er wandert die Permendur-Ummantelung 22s axial nach unten, passiert die linke Kraft erzeugende Spule 28a und verläuft in den linken Magnetring 28b hinein. Dieser Magnetring ist radial entgegengesetzt von rechts magnetisiert. Der Fluss verläuft dann in die innere Ummantelung 26s des hohlen Kolbens 26, wo er zurück zum rechten Magnetring wandert, um den magnetischen Kreislauf zu schließen. In der Zentralummantelung oder dem Kern 26s des Kolbens ist der Fluss konstant, so dass hier keine Wirbelströme oder ein Hystereseverlust erzeugt werden können. Während der Magnet relativ zur Außenummantelung oder zum Kern 22s vor und zurück oszilliert, werden darin einige Wirbelströme und Hystereseverluste erzeugt, erwiesen sich aber bei der maximalen Pumpenfrequenz von 10 Hz als vernachlässigbar. Es wurde außerdem gezeigt, dass die in dem Spulengehäuse erzeugten Wirbelströme aufgrund der hohen Widerstandsgröße der Titanlegierung und deren kleiner Stärke von 254 Mikron (0,010 Zoll) winzig sind.
Was die Ableitung der Abwärme des Motors angeht, ist der Motor so effizient (84–85% zwischen 3 und 10 l/min), dass nur sehr wenig Wärme in das Blut abgeleitet werden muss. Bei einer Durchflussrate von 10,2 l/min beträgt die abzuleitende Energie höchstens 2,6 W. Bei einer typischen Flussrate von 5,4 l/min beträgt sie nur 0,56 W. Der Abschnitt über Wärmeübertragung zeigt, dass die oszillatorische Bewegung des Kolbens, die einen bidirektionalen Flüssigkeitsfluss in dem Spalt 30 verursacht, extrem günstige Bedingungen schafft, die eine Übertragung dieser Wärme durch den Spalt hindurch erlauben. Die Bewegung des Blutes erzeugt einen großen konvektiven Wärmeübertragungskoeffizienten sowohl am Spulengehäuse-Innendurchmesser als auch am Kolbengehäuse-Außendurchmesser. Dies überträgt den Wärmefluss direkt in den Kolben 26, wo er leicht an das Blut, das mit hoher Geschwindigkeit durch sein Bohrloch 26a fließt, abgegeben werden kann. Es wurde berechnet, dass der Temperaturanstieg des Blutes in dem Spalt 30 nur 0,722 K (1,3°F) beträgt und die Temperatur der Fläche des Spulengehäuses, das in Berührung mit dem Blut steht, nur 1,5 K (2,7°F) über die Körpertemperatur steigt. Die obigen Ergebnisse setzen gewöhnlich voraus, dass die gesamte Wärme den Spalt passiert und dass die Pumpe außen keine Wärme verliert. Natürlich wandert ein Teil der Wärme in der Spule axial zu deren Enden, wo sie direkt in den Bluthauptfluss abgegeben wird, während der Kolben während des Zyklus die Endabschnitte der Spulen 28a abwechselnd bedeckt und freigibt. Mit der Ableitung der Motorwärme ergeben sich voraussichtlich keine Probleme.
Der Wärmeableitungsmechanismus führt uns zu einer anderen interessanten Eigenschaft der Ausführung des Zapfenlagers. Zapfenlager entwickeln ihre Belastbarkeit durch Erzeugen eines inneren Drucks aufgrund der Rotation. In dieser Ausführung beträgt der Druckanstieg nur 0,5 PSI bzw. 26 mm Hg. Dieser Druck erzeugt das Austreten von Flüssigkeit aus den Enden des Lagers und diese muss wieder nachgefüllt werden, wenn das Lager funktionieren soll. Aus diesem Grund benötigt ein Automobilmotor eine Ölpumpe, nämlich, um das Zapfenlager wieder aufzufüllen. In dieser innovativen Ausführung ist keine externe Pumpe erforderlich. Sie wurde durch einen sehr einfachen und bereits erprobten Typ einer Viskositäts-Schraubenpumpe ersetzt. Die Schraubenpumpe 34 ist veranschaulicht in 30–32 gemäß einer bevorzugten Ausführungsform und weist einen 127 Mikron (0,005 Zoll) tiefen Gewindegang auf, der in die Endfläche des Kolbens eingeschnitten ist. Er befindet sich am rechten Ende des Kolbens 26 und umgibt das Ventil 24b. Der durch diese Miniaturpumpe induzierte Fluss wird durch die Kolbenrotation relativ zum unbeweglichen Gehäuse den Gewindegang entlang geleitet. Die Ausführung dieser Viskositäts-Schrauben-„Pumpe" ist unkompliziert, berührungsfrei, nutzt denselben radialen, Spalt wie der Rest des Lagers und erfordert keinen zusätzlichen axialen Raum. Sie ist 8 mm lang und passt in den axialen Raum für das systolische Ventil. Wir haben daher ein in sich abgeschlossenes Zapfenlager mit eigener integraler Pumpe.
Die Schraubenpumpe 34 hat noch eine weitere wichtige Funktion. Sie pumpt einen kontinuierlichen Fluss von frischem, neuem Blut durch den Kolbenspalt 30, um das wenige an Wärme fortzuleiten, das nicht direkt in den Kolben gelangt. Dies ist einer der Faktoren, die den Anstieg der Temperatur in diesem Blut so gering und die Oberfläche des Spulengehäuses so kühl halten. Dieser extrem kühle Betrieb macht die Antriebsspulen sehr zuverlässig und verhindert so nahezu jegliche Degradation. Die Verwendung von rechteckigen anstatt runden Leitungen verstärkt zudem die Wärmeleitung aus der Spule heraus, was zu einer weiteren Verringerung des Temperaturanstiegs in der Spule führt.
Eine letzte Funktion der Schraubenpumpe 34, und beileibe nicht die am wenigsten Wichtige, ist, den Kolbenspalt mit frischem Blut auszuwaschen, was alle 3,0 Sekunden passiert. Durch den systolischen Druck erfolgt auch während der Systole eine gewisse Auswaschung des Lagers, was aber für sich alleine nicht ausreichend ist. Die Pumpe bewirkt eine kurze Verweilzeit des Blutes im Lager. Daher wirkt die vom Blut während der Lagerrotation induzierte, wenngleich geringe Scherbelastung nicht lang genug auf die Blutzellen ein, und daher werden selbst Blutplättchen, die weniger widerstandsfähig als rote Blutkörperchen sind, nicht verletzt. Dies wird ausführlich in Abschnitt H erläutert.
Dies führt uns schließlich zu einigen Anmerkungen in Bezug auf die Hämokompatibilität des Lagers und warum es für dauerhaften Einsatz zuverlässig arbeiten wird. Die oszillierende Bewegung des Kolbens 26 erzeugt eine geringe Vor-und-Zurück-Scherbelastung auf das Blut in dem Spalt, welche aufgrund der einfachen Geometrie, die daran beteiligt ist, hämodynamisch genau berechenbar ist. Außerdem ist der Fluss in dem Spalt sehr laminar, so dass keine Turbulenzen vorliegen. Die einzige Möglichkeit einer Schädigung des Blutes sind etwaige exzessive Scherbelastungen, die ausreichend lange anhalten. Die Abhängigkeit von Zellverletzungen von dem Ausmaß und der Dauer von Scherbelastungen wurde experimentell belegt und wird grafisch in der NIH-Veröffentlichung Nr. 85-2185, überarbeitet im September 1985, mit dem Titel „ Guidelines for Blood Material Interactions, Report of the NHLBI Working Group" (Richtlinien für Wechselwirkungen von Blutmaterial, Bericht der NHLBI-Arbeitsgruppe) vorgestellt. Die in diesem Dokument angegebenen Spezifikationen für die Eliminierung scherungsabhängiger Schädigungen sind in dem Lager innerhalb weiter Toleranzgrenzen erfüllt. Auch andere subjektive und etablierte Praktiken des guten Designs, wie beispielsweise kontinuierliche Auswaschung, wurden umgesetzt. Aus extrem niedrigen Hämolyseergebnissen, die mit einem ähnlichen Dichtspalt in einem Kunstherz mit starren Klappenflügeln erhalten wurden (Abschnitt H), kann nur geschlossen werden, dass das vorgeschlagene Zapfenlager keine Blutverletzungen verursacht. Diese und andere Berechnungen und vergleiche mit höherer Blutscherung in herkömmlichen Pumpen werden ausführlich in Abschnitt H erläutert.
Damit ein Zapfenlager berührungsfrei arbeitet, müssen die Leckagen an seinem Ende mit extern zugeführter Flüssigkeit ausgeglichen werden. Um dies zu tun, wird an einem Ende des Kolbens 26 die Viskositäts-Schraubenpumpe 34 verwendet. Sie liefert unter Druck gesetzte Flüssigkeit an das Lager, welche außerdem den Spalt 30 in einer Richtung mit frischem Blut auswäscht. Dadurch wird das Lager dauerhaft hämokompatibel. Das konstante Auswaschen des Lagerspalts 30 eliminiert oder minimiert die Bildung von Thromboembolien in dem Lager.
Ein alternatives Kolbenlager würde ein lineares hydrodynamisches Blutlager einsetzen, ähnlich dem Öllager, das in der US-Patentschrift 5,360,445 mit dem Titel „Blood Pump Actuator" offenbart ist. Mit der richtigen Wahl der Parameter kann man dieses Lager dazu bringen, das es in Blut arbeitet. In 27 und 28 sind zwei Konfigurationen gezeigt. Ein Nachteil dieses linearen Lagers ist, dass seine Belastbarkeit für eine gegebene axiale Geschwindigkeit eine Funktion der Blutviskosität ist, so dass es für eine minimal zu erwartende Blutviskosität entworfen werden muss. Dies führt zu inhärenten Kompromissen in Bezug auf Steifigkeit und Blutscherung. Vorteile sind, dass es keine Druck erzeugende Pumpe oder Rotation erforderlich macht.
Auch eine magnetische Suspension könnte als Lager für den Kolben verwendet werden, aber diese wäre zu komplex und weniger zuverlässig.
Der Kolben 26 eignet sich ideal für den Einsatz als differenzieller Blutdruckwandler, da er fast reibungslos ist. Der Motorstrom ist direkt proportional zu diesem Druck. Bereits früher wurden zur Pumpensteuerung druckbasierte Algorithmen verwendet. Die Pumpenfrequenz wird nur erhöht, um die Durchflussrate nach Bedarf zu erhöhen. Dies alles ist unabhängig von Veränderungen des Umgebungsdrucks.
Da das innere Volumen der Pumpe gleich bleibt, ist keine Belüftungs- oder Druckausgleichskammer erforderlich. Für dauerhafte Zuverlässigkeit können Motor und Kolben daher hermetisch in hämokompatiblem Titan eingeschlossen werden.
Das Steuerungssystem basiert auf Schleifen zur Rückmeldung von Position und Geschwindigkeit. Die Position des Kolbens wird mithilfe des berührungsfreien Positionssensors 32 erhalten. Der Magnetwiderstandsensor 32 misst direkt durch das Titangehäuse und kann integriert werden, ohne zusätzlichen axialen Raum zu benötigen.
Die grundlegende lineare Blutpumpe 10 hat einen berührungsfreien, abnutzungsfreien, starren, hohlen Kolben 26, der in einem blutgefüllten, unbeweglichen, starren Gehäuse 22 eingetaucht ist; wobei der Kolben 26 einen Dichtspält 30 zum Gehäuse hat; der Kolben 26 oszilliert linear relativ zum Gehäuse 22 mithilfe linearer Aktuatorelemente 28 und Ventilelemente 24a,b, die in dem Gehäuse 22 und dem Kolben 26 bereit gestellt sind, um den Durchfluss von Blut in einer Richtung durch Kolben und Pumpe zu gewährleisten.
Mögliche Verwendung

1. Verwendung der Vorrichtung 10 zum Pumpen von Blut während einer Operation am offenen Herzen. Sie würde Walzenpumpen ersetzen, die derzeit das Blut schädigen. Die Vorrichtung wäre praktisch, da der Kolben aus dem Gehäuseauslass 22c heraus genommen und alle Teile gereinigt und sterilisiert werden können. Dies ist ein potenziell sehr großer Markt. Es liegen keine Beschränkungen in Bezug auf die Miniaturelektronik und Einpflanzung vor, was die Zeit bis zur Markteinführung drastisch verkürzen würde.
2. Verschiedene herzunterstützende Vorrichtungen werden als Transplantationsüberbrückung für Patienten verwendet, wie beispielsweise die Novacor- und Heartmate-LVAD.
3. Das in sich geschlossene Zapfenlager könnte noch viele zusätzliche Einsatzgebiete finden, angefangen bei Antriebsspulen bis hin zu Automobilen, Motoren für Rasenmäher und elektrische Motoren.
4. Das Kommutierungsverfahren des Motors kann für lineare Motoren und einige Drehmotoren verwendet werden, um Effizienz zu verbessern und das Rastmoment zu verringern.
5. Nierendialysemaschinen, Herz/Lungen-Maschinen für die Operation am offenen Herzen.

Insgesamt werden die folgenden Vorteile und wünschenswerten Eigenschaften für die vorgeschlagene LVAD-Pumpenausführung aufgeführt:

1. In der ganzen Pumpe werden bioverträgliche Biolite-Carbon-Oberflächen verwendet. Dieses Material ist das beste, verfügbare, nicht thrombogene Material und ist erprobt für den dauerhaften Einsatz in Herzklappen. Seine Verwendung gewährleistet die höchste dauerhafte Zuverlässigkeit im Vergleich zu jedem anderen Material in der näheren Zukunft.
2. Einfachheit der Ausführung ist erreicht mit einem einzigen beweglichen Teil, dem Kolben 26, der berührungsfrei, abnutzungsfrei und im Grunde von unbegrenzter Lebensdauer ist.
3. Die LVAD-Pumpe 10 ist hoch effizient und klein genug, um eine ideale Einpflanzung in die Brusthöhle neben dem Herzen zu erlauben. Es ist keine Belüftungs- oder Druckausgleichskammer erforderlich, und sie ist hermetisch eingeschlossen.
4. Das viskositätskompensierende, hydrodynamische Zapfenlager ist extrem starr und stabil. Der Kolbenspalt 30 ist eine ideale Fläche zur Übertragung von Wärme in die Hauptblutversorgung. Die Temperaturerhöhung des Blutes ist minimal und seine Berührungsflächen sind winzig.
5. Die extrem niedrige Hämolyse in dem Lager (was durch eine Ernstfallberechnung in Abschnitt H bewiesen wird) wird erreicht, indem dies zu einer primären Beschränkung in dieser Ausführung gemacht wurde. Geringe Blutscherung in dem Spalt wird sichergestellt, indem akzeptable Kolbengeschwindigkeiten und der Spalt so groß wie praktisch sinnvoll gewählt werden. Da Ausstoß und Rücksetzung nur einen Bruchteil einer Sekunde dauern, wird der Schwellenwert für eine Schädigung der Blutzellen nicht erreicht
6. Der Kolben 26 in Verbindung mit dem Motor 28 ist der eigene Wandler des systolischen Drucks der LVAD, der verwendet werden kann, um die LVAD physiologisch zu steuern. Es besteht keine Notwendigkeit für externe Drucksensoren, die die Komplexität erhöhen und eigene Zuverlässigkeitsprobleme mit sich bringen.
7. Konstantes Auswaschen des Lagerspalts, um langfristige Thrombusbildung auszuschalten.
8. Letztgenannt, aber nicht weniger wichtig, ist der Einbau eines problemlosen Linearmotortyps erprobter Ausführung und fast gleicher Größe, welcher in fünfjährigem, kontinuierlichen Einsatz eine Zuverlässigkeit von 100 vorweisen kann, was seine Steuerungselektronik einschließt.

Das Hauptziel des Ansatzes der Linearpumpenausführung ist die dauerhafte Zuverlässigkeit. Dies wird am besten erreicht, indem die Geschichte anderer Programme untersucht wird, womit eine vernünftige Wahl getroffen werden kann, die in ihrer Einfachheit elegant ist. Zuverlässigkeit ist Einfachheit und Einfachheit ist Eleganz. Die Pumpe 10 erlangt ihre Einfachheit durch die Synergese (multifunktionale Verwendung) jedes einzelnen Bestandteils. Dies ist in 3 zusammengefasst, wo die vier primären mechanischen Bestandteile der Pumpe in Kästen gezeigt sind. Die multifunktionalen Einsatzgebiete des Bestandteils sind jeweils darunter aufgeführt. Die Titangehäuse sind ein gemeinsamer Bestandteil, der mit den anderen drei synergistisch ist.
Abschnitt A - Ventilauswahl
1. Mechanische Doppelflügel
Bedeutung geringer Leckagen und der Doppelflügel-Ausführung
Das Schließvolumen V₃ oder Rückfluss des Blutes bei Schließung des Ventils ist ein wichtiger Parameter, der zu minimieren ist, da es den Hauptfaktor bei der Verringerung der volumetrischen Effizienz der Pumpe darstellt (neben Leckagen im stationären Zustand). Das Bruttohubvolumen der Pumpe beträgt 10 bis 18,8 ml, was% des natürlichen Herzens ist. So bringt ein Rückfluss von, sagen wir, 1 ml eine zyklische Leckage von 5% hervor. Da in der Pumpe zwei Ventile 24a,b verwendet werden, ist das Gesamtleck bei Schließung des Ventils die Summe beider Ventile, bzw. beträgt ca. 10%. Obgleich akzeptabel, verringern diese Leckagen wesentlich die Gesamteffizienz des Systems. Schließvolumenleckagen werden in der Branche als Volumen V₃ bezeichnet und sind für jede Ventilgröße bekannt. Je größer das Ventil ist, desto größer ist V₃. Bei größeren Ventilen ist V₃ größer als die Leckagen im stationären Zustand bei geschlossenem Ventil, und bei kleineren Ventilen sind beide Leckagen ungefähr gleich.
Bei einem Doppelflügel-Ventil, wie dem von Carbomedics Corp. Hergestellten, und anderen tritt etwa halb so viel aus wie bei Einzelflügelventilen derselben Größe. Was ist der Grund? Ein einfaches und ziemlich genaues Modell von Leckagen im geschlossenen Zustand sagt aus, dass V₃ dem Hubweg des Tellers oder den Flügeln entspricht, wobei angenommen wird, dass kein Schlupf des Flusses hinter den Flügeln stattfindet. Wie in 4–7 gezeigt, ist der Hubweg zweier halbgroßer Flügel der Ventile 24a,b nur halb so groß wie der eines Einzeltellers mit der gleichen offenen Fläche oder dem gleichen Durchmesser. Die Schlussfolgerung ist daher, dass ein Doppelflügel-Ventil in Bezug auf das Schließvolumen etwa doppelt so effizient ist.
Leckagen im stationären Zustand - Da Leckagen im stationären Zustand proportional zum Gesamtumfang des Ventiltellers sind, gilt:
Die Doppelflügelventile 24a,b haben im geschlossenen Zustand 32% mehr Leckagen. Dies ist jedoch kein größer Nachteil, vorausgesetzt, die Leckagen im stationären Zustand sind über den gesamten Zyklus betrachtet kleiner oder etwa gleich groß wie das Schließvolumen. Dies ist im Allgemeinen in dieser Anwendung der Fall, wie aus der Tabelle der Ventilleistung ersichtlich ist.
Das Ventil von Carbomedics - Doppelflügel-Ventile werden heute einem Einzelteller vorgezogen. Sie sind von der Carbomedics Corp., Duromedics und Saint Jude erhältlich. Carbomedics stellt Ventile mit Standardgrößen ab 17 mm plus jeweils 2 mm her. Diese Ventile können fast ohne Modifikation in der vorgeschlagenen Ausführung verwendet werden. Für die Pumpe 10 werden sie aus folgenden Gründen ausgewählt:

1. Erprobte lange Lebensdauer bei Untersuchung unter erschwerten Bedingungen. Untersuchung der Lebensdauer wird routinemäßig zur Qualitätskontrolle unter erschwerten Bedingungen von 12–16 Hz über 600 Millionen Zyklen durchgeführt. Bei einer Milliarde Zyklen und darüber kam es zu keiner wesentlichen Abnutzung oder Degradation. Die voraussichtliche Lebensdauer in der LVAD beträgt bei typischerweise 5 Zyklen/Sekunde (5 l/m) 27 Jahre. Selbst bei höheren mittleren Durchflussraten ist die fünfjährige Zuverlässigkeit der Pumpe so gut wie nicht infrage gestellt.
2. Geringes Schließvolumen V₃.
3. Sehr dünner Gehäusering erlaubt einen größeren Ventil-Innendurchmesser für einen geringeren Druckabfall.
4. Wenig Leckage im stationären Zustand. Flügel und Gehäuse sind mithilfe eines Rechners aus einem großen Bestand für beste Anpassung aufeinander abgestimmt und ergeben im geschlossenen Zustand wenig Leckage.
5. Einfache Anbringung in der Pumpe mithilfe von bioverträglichem Thermoset-Epoxydharz-DGEBPA, das in implantierbaren Vorrichtungen wie Schrittmachern und Gefäßzugangsvorrichtungen verwendet wird. Von Carbomedics wird ein Abstand von 25,4 μm bis 50,8 μm (ein bis zwei tausendstel Zoll) zum Pumpengehäuse empfohlen, damit gewährleistet ist, dass das Ventil nicht gequetscht wird und der Kleber binden kann. Stattdessen eine Presspassung zu verwenden ist eine weniger erstrebenswerte Möglichkeit.
6. Geringerer Geräuschpegel als fast alle anderen mechanischen Herzklappen (Bezug nehmend auf „An In-vitro Study of Mechanical Heart Valve Sound Loudness" von Erickson et al., Journal of Heart Valve Disease, 1994, S. 330–334).
7. Kavitationsgrenzwert und Neigung zu Beschädigung sind der Duromedics-Klappe überlegen und entsprechen St. Jude (Bezug nehmend auf „Cavitation Threshold Ranking and Erosion Characteristics of Bileaflet Heart Valve Prothesis", von G. Richard et al., Journal of Heart Valve Disease, 1994, S. 94–101).

2. Gewebeklappenausstattung und Möglichkeit zur späteren Aktualisierung
In der Pumpe kann jede Art von Ventil verwendet werden. Aufgrund ihrer klinisch erprobten langen Lebensdauer und der Einfachheit der Anbringung wurden mechanische Ventile in der Pumpe gewählt. Gewebeklappen halten trotz ihrer Geräuscharmut im Menschen 4–15 Jahre. In der mit 4 Hz laufenden Pumpe 10 ist ihre Lebensdauer nicht bekannt, liegt wahrscheinlich jedoch unter den erforderlichen 5 Jahren. Gewebeklappen erfordern außerdem mehr Platz in der Pumpe. Wenn ein Ventil offen ist, ist das andere geschlossen. So führt der Pumpenbetrieb bei 4 Hz (für ein Ventil) zu einer äquivalenten Frequenz von 8 Hz. Diese höhere Frequenz kann durch Körpergewebe abgeschwächt werden und es kann sich daraus das ständige Wahrnehmen eines Geräusches oder Summens ergeben. Mit fortschreitender Entwicklung der Ventiltechnologie und Verbesserung der Gewebeklappentypen können dann die besten verfügbaren Ventile implementiert werden, die fast lautlos laufen. Die heutigen Gewebeklappen erfüllen bereits beinahe die Ansprüche an die Lebensdauer. In naher Zukunft werden Polymerventile oder bessere Gewebeklappen verfügbar werden. Es spricht nichts gegen einen Einbau in die Pumpe. Werden außerdem mechanische Ventile mit weniger Undichtigkeiten verfügbar, können sie in bestehende Pumpen eingepasst werden, um die Effizienz zu verbessern. Die gegenwärtige Gesamteffizienz des Systems ist mit 65% hervorragend, könnte jedoch durch eine kleine Verbesserung in Bezug auf die Ventilundichtigkeit auf 70 gesteigert werden.
3. Physiologische Beschränkungen und Wahl der Größe des Einlassventils
a. Maßgaben für den Ausstoß (Pumpensystole)
Während des Ausstoßes - (pumpender Abschnitt des Zyklus). In der Ausführung der Pumpe 10 ist das unbewegliche Ventil 24a während des Ausstoßes offen. Die Ausstoßflussrate ist aufgrund der wünschenswert hohen Geschwindigkeit des Kolbens zur Maximierung der Motoreffizienz groß. Hier ist ein ausreichend großes Ventil mit geringem Druckabfall erforderlich, um hinter dem Kolben keinen wesentlichen Unterdruck (bzw. Saugwirkung) zu erzeugen. Dies würde eine Ruptur roter Blutzellen verursachen. Konsequenterweise ist der erlaubte Ventildruckabfall auf den verfügbaren Druck am Pumpeneinlass beschränkt. Der Pumpeneinlass 22b ist der linke Vorhof, dessen Druck eine Funktion des Herzausstoßes und des Blutvolumens ist. Der Druck im linken Vorhof beträgt bei Herzversagen zwischen 15 und 25 mm Hg. Bei 10 l/m wird üblicherweise ein Ventildruckabfall von nur 5–6 mm Hg verwendet, was zur Auswahl eines 27 mm-Ventils führte (bei Verwendung einer Ausstoßzeit von 0,050 Sekunden). Dieses Ventil ist ein Standardbestandteil des Katalogs. Die Wahl der Ventilgröße hängt offensichtlich von der für die Systole τ_s (Ausstoßzeit) gewählten Zeit ab, da diese die Spitzengeschwindigkeit des Kolbens und daher die systolische Spitzendurchflussrate bestimmt. Durch diesen kleinen Abfall von 6 mm Hg kann der Druck hinter dem Kolben ein Überdruck bleiben. Dieses größere Ventil hat höhere Schließvolumenleckagen. Die nachfolgenden Berechnungen der volumetrischen Effizienz der Pumpe beruhen auf den Daten über Ventilleckagen von der Carbomedics Corp.
Ventilundichtigkeiten können ausgeglichen werden, indem für die Pumpe ein größeres Hubvolumen verwendet wird, beispielsweise 23,4 cm³ anstelle von 18,8 cm³. Eine Erhöhung des Hubvolumens verringert Ventilundichtigkeiten als prozentualen Anteil des Zyklusvolumens, womit die volumetrische Effizienz gesteigert wird. Dies wurde in der zweiten vorzustellenden Pumpenausführung umgesetzt, die einen Durchmesser von 49,5 mm besitzt. Der Druckabfall am Einlassventil steigt auf 9 mm Hg, was noch immer akzeptabel ist, also wird eine zweite Pumpenausführung mit einem größeren Hubvolumen vorgestellt, was die Gesamteffizienz des Systems bei hohen Durchflussraten abflacht. Der äußere Durchmesser der Pumpe steigt um 3,8 mm, was einen der Kompromisse darstellt, die in einer endgültigen Ausführung berücksichtigt werden müssen.
Der eigentliche Punkt ist der: Die gewählten Ventile und die verwendeten Parameter der Motorausführung liefern hervorragende Leistung, sind jedoch nur veranschaulichend und ergeben möglicherweise keine optimale Ausführung. Die Pumpe 10 verfügt über sehr viel Flexibilität bei der Auswahl der Ausführungsparameter, so dass optimale physiologische Leistung erzielt werden kann. Eine Vergrößerung des Durchmessers des Pumpengehäuses von seinen bestehenden 45,5 mm auf 49,3 mm erlaubte beispielsweise die Verwendung eines größeren Kolbenbohrlochs mit viel geringerem Flusswiderstand bei der Rücksetzung (oder Diastole). Dadurch wird die Systemeffizienz bei hohen Durchflussraten gesteigert.
Wird τ_s nur bei den höchsten Durchflussraten von 8–10 l/min verringert, wird bei diesen Flussraten nur die Motoreffizienz beeinflusst, die volumetrische Effizienz jedoch nicht verändert. Dies ist noch eine weitere Möglichkeit zur Minimierung des Druckabfalls am Bohrloch, ohne den Außendurchmesser der Pumpe zu erhöhen.
b. Maßgaben bei der Rücksetzung des Kolbens
Kolbenrücksetzung (Pumpendiastole). Bei der Rücksetzung öffnet sich das bewegliche Ventil 24b, während sich das unbewegliche Ventil 24a schließt. Die Rücksetzungsgeschwindigkeit ist im Allgemeinen geringer als die Ausstoßgeschwindigkeit, also ist die Durchflussrate durch den Kolben gering. Deshalb kann ein kleineres (25 mm) Aortaventil verwendet werden. Der quer durch dieses Ventil erzeugte ΔP verläuft auch quer über den Kolben und liegt für eine gewählte Rücksetzungszeit von 0,05 Sekunden bei 10 l/min, bei einem Maximum von 15 mm Hg bei 10 l/min. Außer der Pumpeneffizienz gibt es keine Einschränkungen bezüglich des für dieses Ventil erlaubten ΔP. Je größer ΔP, desto mehr Rücksetzungsarbeit muss der Motor leisten, was die Effizienz des Systems verringert. Die Rücksetzungskraft des Motors beträgt typischerweise 0,272 kg (0,6 lbs) bei 10 l/min, während die Ausstoßkraft 1,360 kg (3,0 lbs) beträgt. Der 15 mm-Druckabfall macht daher 20% der in einem Zyklus bei 10 l/min geleisteten Arbeit aus. Die Verwendung eines größeren Ventils erhöht Leckagen schneller als ΔP verringert wird, ein 25 mm-Ventil liegt daher fast am Optimum.
Die Eigenschaften in Bezug auf den Druckabfall der Flussrate verschieden großer Einlassventile und beweglicher Ventile wird einfach modelliert, indem der Abflusskoeffizient für jede Größe aus bekannten Durchflussratendaten aufgetragen wird. Die Gesamteffizienz des Systems im Vergleich zur Durchflussrate kann dann mithilfe eines herkömmlichen Rechnerprogramms modelliert werden.
Durch Wahl der Ventilgröße, Ausstoßzeit, Rücksetzungszeit, Hub und vor allem des Kolbendurchmessers kann die Systemeffizienz demnach bei jeder gewünschten Durchflussrate einen Spitzenwert erreichen oder relativ flach gehalten werden. Die Wahl des Kolbendurchmessers hat auch große Bedeutung für die Ausführung des Magnetkreislaufs; dass für den Rücklauf des Flusses genug Materialquerschnittfläche im Kolben vorliegt. Ist dies erfüllt, wird der verbleibende Raum dem Bohrloch-Innendurchmesser zugeordnet sowie als Raum für das bewegliche Ventil, was seinen maximalen Durchmesser begrenzt. Es ist erkennbar, dass alle diese Ausführungsvariablen zusammenwirken. Es ist vor allem erwähnenswert, dass eine Ausführung umgesetzt werden könnte, die so effizient ist, dass alle physiologischen, magnetischen und hydrodynamischen Maßgaben in Bezug auf das Lager erfüllt sind.
4. Auslassventilausstattung und Anwendbarkeit auf rechtsventrikuläre Unterstützungsvorrichtungen
Die vorgestellte, beispielhafte Pumpenausführung verwendet ein Einlassventil 24a. Dieses Ventil 24a und der damit verbundene Druckabfall kann eliminiert werden, indem stattdessen am Pumpenauslass ein unbewegliches Ventil verwendet wird (nicht gezeigt). Der einzige, momentan damit verbundene Nachteil ist der kleine zusätzliche Druckabfall des Ventils, der während des Ausstoßes überwunden werden muss. Wenige mm Hg sind nicht viel, ergeben aber einen wesentlichen physiologischen Vorteil: Es ist minimaler Druck erforderlich, um die Pumpe aus dem Pumpeneinlassbehälter zu füllen.
Würde die LVAD als rechtsventrikuläre Herzunterstützungsvorrichtung eingesetzt und dazu verwendet, Blut aus dem rechten Vorhof zu ziehen, müsste der Druckabfall am Einlassventil so gering wie möglich sein. Dies liegt daran, dass der Druck des venösen Rückstroms zum rechten Vorhof zeitweise nur 5–10 mm Hg betragen kann, damit stellt ein Ventil am Pumpeneinlass an sich keine ideale Situation dar. Der Druck des venösen Rückstroms ist ausreichend, um die Pumpe unter Überdruck zu füllen.
Diese Überdruckmaßgabe zum Befüllen der Pumpe ist üblich. Ventrikuläre Befüllungsdrücke im natürlichen Herzen können manchmal negativ sein (zwischen 3 und 5 mm Hg) und es tritt keine Blutzellhämolyse oder -ruptur auf. Diese zusätzliche Spanne sollte der bereits im Ventil umgesetzten Sicherheitsspanne mittels der Wahl seiner Größe (27 mm) hinzugefügt werden.
Abschnitt B - Ausführung des Linearmotors
1. Magnetischer Kreislauf und Krafterzeugung
Wiederum Bezug nehmend auf 2, macht der Linearmotor 28 fast die gesamte Struktur der Pumpe aus. Das bewegliche Element, d. h. der Kolben 26, beinhaltet die beiden Magnetringe 28a, die an dem zentralen, Eisenmantel oder -joch 26s angebracht sind, der hohl ist. Dieses Innenjoch dient der Rückführung des Magnetflusses zwischen Magnetringen. Der äußere Magnetring 22s leitet den Magnetfluss zwischen die Antriebsspulen 28a.
Dieser geschlossene Flussverlauf ist in 8, einer Schemadarstellung des Motors, deutlich gezeigt. Der radiale Magnetfluss verläuft vom äußeren, magnetisierten rechten Magnetring 28b radial nach oben durch die Antriebsspulen 28a auf der rechten Seite und in den äußeren Magnetmantel 26s. Der Fluss verläuft axial nach unten entlang des Mantels und radial zurück in den entgegengesetzt magnetisierten Magnetring 28b auf der linken Seite. von dort wandert er zurück in den zentralen Eisenkern 26s, um den magnetischen Kreislauf zu schließen. Auf dem Kolben 25 erzeugte elektromagnetische Kraft ist auf die Wechselwirkungen des tangentialen Spulenstroms mit dem radialen Magnetfluss zurückzuführen, der durch die Spule läuft. Diese Kraft, die als Lorentz-Kraft bekannt ist, entspricht B (der magnetischen Flussdichte) × I (dem Strom in der Wicklung) × L (der Länge des Drahtes senkrecht zum Magnetfeld). Da das Magnetfeld nur über der axialen Länge des Magneten besteht, erzeugen nur diejenigen Spulen Kraft, die direkt im Magnetfeld liegen. Die Stromrichtung im rechten Satz der drei Spulen 28a ist den drei Spulen 28a auf der linken Seite entgegengesetzt, so dass sich ihre Lorentz-Kräfte addieren, d. h. beide zeigen in die gleiche Richtung. Um die Richtung der Motorkraft umzudrehen, wird lediglich die Stromrichtung in den Spulen umgekehrt. Da der Magnet das bewegliche Element in diesem Motor ist, gibt es keine biegsamen Leitungen, die zerbrechen können, anders als bei dem Schwingspulenmotor, der zur Ingangsetzung der Membrane in Lautsprechern verwendet wird.
Das Gewicht des Motors 28 wurde mithilfe von magnetischem Vanadium-Permendurmaterial für beide Flussummantelungen 22s und 26s minimiert. Dieses Material wurde auch in den Gefrierkühlschränken von Philips verwendet. Vanadium-Permendur kann bis zu 23.000 Gauss magnetisiert werden, was die Verwendung von Ummantelungen mit minimaler Stärke erlaubt, um den Fluss zu leiten. Der Magnet erzeugt beispielsweise 5.700 Gauss.
Pumpwirkung des Kolbens - Diese Motorausführung besitzt ein zentrales Bohrloch 26a, damit das Blut hindurch fließen kann. Das Rückschlagventil 24b, das sich, wie in 2 gezeigt, mit dem beweglichen Anker bewegt, ist der Auslass oder die Rortaklappe und ist, wie gezeigt, am rechten Ende des Kolbens angebracht. Bewegt sich der Kolben nach rechts, schließt es sich und Blut wird herausgepresst. Zur selben Zeit wird das linke Einlassventil 24a, das sich im unbeweglichen Gehäuse 22 befindet, aufgedrückt, was dem Blut ermöglicht, in die Pumpe zu fließen. Am Ende des Hubs wird der Motor umgekehrt, indem die Stromrichtung in den Spulen umgekehrt wird. Dies zwingt den Anker zurück nach links bzw, zurück zum Ausgangspunkt. Setzt sich der Kolben wieder in die umgekehrte Richtung in Bewegung, öffnet sich das bewegliche Ventil durch den hindurchgezwungenen Blutstrom, während sich das Einlassventil gleichzeitig schließt. Dadurch gelangt der systolische Auslassdruck auf beiden Seiten in den Motor, so dass der Motor fast ohne einen quer über ihn hinweg verlaufenden Druck in seine Ausgangsposition zurückkehren kann. Diese Einleitung des systolischen Drucks schließt außerdem sicher das Einlassventil, dessen Aufgabe es ist, ein Zurückfließen von Blut zu eliminieren. Daher pumpt die Pumpe Blut durch Oszillation des zentralen Kolbens in einer Richtung von links nach rechts.
Andere Linearmotorausführungen, die eine Konfiguration desselben Typs in Kompressoren von Gefrierkühlschränken verwenden, verwenden eine einzige lange Spule für den Hub des Motors, die ausreichend lang ist. Dadurch befindet sich der Magnet stets unterhalb des Spulendrahts, um eine Kraft über die gesamte Länge des Hubs zu entwickeln. Dies war einigermaßen ineffizient, da die Energie der Spule in nichtkrafterzeugenden Teilen der Spule verschwendet war. Die vorliegende Ausführung stellt eine große Verbesserung dar. Es wurde ein langer Hub gewünscht, um die Kolbenkraft zu minimieren und die Kolbengeschwindigkeit zu maximieren, welche beide die Effizienz des Motors erhöhen. Anstatt einer einzigen langen, ineffizienten Spule wurden drei kurze, ein- und ausschaltbare Spulen in zwei Sätzen oder Gruppen verwendet. Auf diese Weise sind nur diejenigen Spulen eingeschaltet, die das Magnetfeld direkt umgeben und produzieren eine nützliche Kraft. In den anderen Spulen geht keine Wärme verloren. Durch den Gebrauch einer einzigen langen Spule in der Gefrierkühlschrankanwendung lag kein großer Energieverlust vor, da der Hub im Vergleich zur Magnetlänge relativ klein war. Entsprechend war die Länge der Spule nicht viel größer als die des Magneten, demnach befanden sich die meisten Spulenwindungen innerhalb des Magnetfelds. Die Effizienz litt darunter nicht wesentlich. In dieser Ausführung ist die Länge des Magneten gering, um einen langen Hub in einer kurzen Pumpe zu erhalten und eine Kommutation der Spulen ist erforderlich, um die Effizienz zu erhalten. Es stellt sich heraus (wie in Abschnitt C erläutert), dass mit einer 3-Spulen-Ausführung 33 % weniger Energie verloren geht als bei Verwendung einer einzigen Spule.
In diesem Motor wird als verfeinerte Ausführung rechteckiger Kupferlackdraht verwendet, wie es auch in den Gefrierkühlschränken der Fall war. Ein rechteckiger oder quadratischer Draht hat einen viel größeren Füllfaktor als ein runder Draht. Das Spulenvolumen ist fast vollständig mit Draht gefüllt, um den vorhandenen Raum maximal auszunutzen. Dies verringert den Spulenwiderstand und erhöht die Effizienz des Motors um ca. 18% gegenüber einen runden Draht. Durch Einbau des neuen Kommutationsschemas und durch die Verwendung von rechteckigem Draht wurde der Energieverlust des Motors im Vergleich zu herkömmlichen Ausführungen um hervorragende 51 verringert. Ein weiterer Vorteil eines rechteckigen Drahtes ist die hervorragende Wärmeübertragung zwischen Spulenebenen. Vollständiger Oberflächenkontakt ergibt eine maximale Wärmeübertragung; ein runder Draht hätte im Vergleich nur minimalen Berührungskontakt und der Anstieg der Temperatur der Spule wäre wesentlich höher.
Was Verluste anbelangt, ist das Magnetfeld in dem beweglichen Anker 26s konstant. Es liegen keine Wirbelströme und keine magnetische Hysterese (welche den magnetisierenden und demagnetisierenden zyklischen Verlust in Verbindung mit Eisen darstellt) vor. Diese Verluste treten nur in der äußeren Magnethülle auf. Sie sind sehr klein, weshalb eine Laminierung der äußeren Hülle oder die Verwendung axialer Schlitze zur Verringerung von Wirbelströmen nicht erforderlich ist.
Tabelle 2 fasst die Motorspezifikationen für einen linearen Motor 28 mit 45,7 mm und Pumpe 10 in einer beispielhaften Ausführungsform zusammen.
2. Effizienzformel und Verhältnis von Kraft zu Geschwindigkeit
Formulierung der Effizienz – Motoreffizienz ist definiert als das Verhältnis der abgegebenen mechanischen Energie zur aufgenommenen elektrischen Energie, η = Pab/Pauf
Da der einzige Verlust in dem Motor die in den Spulenwindungen abgeleitete Wärme ist, gilt Pauf = Pab + I2R.
Wobei I = Motorstrom und R = Spulenwiderstand sind. Es gelten die folgenden Annahmen:

1. Wirbelströme werden vernachlässigt.
2. Für die Spulen wird Kupferdraht bei 310,93 K (100°F) verwendet.
3. Der gesamte Anker des Motors befindet sich stets innerhalb des aktiven Abschnitts des Stators, so dass zwischen den Magneten und Spulen stets vollständige Überlagerung vorliegt.
4. Die Motorkraftkonstante ist eine echte Konstante, unabhängig von Strom oder Position.
5. Die Induktivität des Motors ist konstant, unabhängig von Strom oder Position.

Die Effizienz des Motors ist gegeben durch:
LEGENDE
n = Effizienz des Motors (%)
BH = Energieprodukt der Magnete
F = Motorkraft
U = Ankergeschwindigkeit
Vm = Magnetvolumen
y = Spulenwiderstandsfaktor
σ = Magnetfeldverlustfaktor
Der Magnetfeldverlustfaktor σ ist für gegebene Magnetkreislaufausführungen festgelegt. Er steht für Flussverluste und Magnetfluss, der nicht vollkommen radial durch die Spule fließt. Der Spulenwiderstandsfaktor y ist eins, wenn er einer Spule entspricht, die die gleiche Länge wie der Magnet hat und sich immer im Magnetfeld befindet. Für die 3-Spulen-Ausführung und bei einer Aufteilung des Stroms in benachbarten Spulen, erörtert in Abschnitt C, ist y gleich 2/3. In anderen Worten beträgt der effektive Spulenwiderstand der 3 kommutierenden Spulen nur 2/3 des Spulenwiderstands einer einzigen großen Spule. Die Motoreffizienz ist unabhängig von der Anzahl der Spulenwindungen. Diese bestimmt Betriebsspannung und Induktivität.
Der Faktor BH bzw. das Energieprodukt der verwendeten Magnete beträgt 262,7 KJ/m (33 × 10⁶ Gauss-Oersted, was üblicherweise als 33 MGO bezeichnet wird). Standardmäßig sind Neodymium-Eisen-Bor-Magnete bis zu 318,4 KJ/m (40 MGO) erhältlich. Der magnetische Kreislauf des Motors, der die radiale Spulenstärke und andere Faktoren einschließt, bestimmt den Betriebspunkt des Magneten, bzw. wie viel Energie er erzeugt. Die vorliegende Ausführung stellt sicher, dass der Magnet bei seinem optimalen Energieprodukt von 262,7 kJ/m (33 MGO) arbeitet.
Die Effizienz ist proportional zu dem Volumen des verwendeten Magneten, d. h., der Summe des Volumens der beiden Magnetringe, vorausgesetzt, beide werden beim optimalen Energieprodukt betrieben. Dieser Betriebspunkt wird durch die Spulenstärke und andere geometrische Eigenschaften des magnetischen Kreislaufs bestimmt.
Ersetzen der konstanten Parameter in der obigen Gleichung ergibt eine sehr einfache und doch mächtige Formel für die Effizienz des vorgeschlagenen Motors von 45,7 mm Durchmesser.
Für einen Motor beliebiger Größe hängt die Effizienz nur von dem Verhältnis von Kraft zur Geschwindigkeit ab. Darum wurde ein großer Hub gewählt (2,206 cm oder 0,9 Zoll), da er dieses Verhältnis minimiert, und es konnte eine Effizienz von 85 erreicht werden. Durch die Verwendung dieses Hubs konnte den physiologischen Beschränkungen der Pumpenlänge, nämlich zwischen den linken Vorhof und die absteigende Aorta zu passen, entsprochen werden. Die obige Formel gibt genau die unmittelbare Energieumwandlungseffizienz des Motors mit der gezeigten Größe an. Man sieht, dass es nur zwei Variablen gibt, die die Effizienz des Motors beeinflussen. Diese Variablen sind die Kraft, die der Motor unmittelbar erzeugt, genannt F, und die Geschwindigkeit U des Ankers, also des Kolbens. Der Quotient F über U ist die grundlegende Einzelvariable, die die Effizienz bestimmt. Je kleiner die Kraft F, desto größer wird ihre Effizienz, und F wird durch einen großen Hub minimiert. Je größer der Hub, desto kleiner wird bei einem gegebenen gewünschten Hubvolumen der Kolbendurchmesser. Und daher wird auch die Kraft kleiner, die erforderlich ist, um gegen den systolischen Druck zu pumpen. Je länger der Hub, desto höher ist die für eine gegebene Systolenzeit mögliche Geschwindigkeit des Motors. Deshalb minimiert ein Hub, der so groß wie möglich ist, den Quotienten F über U und dies maximiert die Motoreffizienz.
Eine Bemerkung zu der Proportionalitätskonstanten (1,05), mit welcher der Quotient F über U multipliziert wird. Je größer das Magnetvolumen und je höher das Energieprodukt des verwendeten Magneten ist, desto kleiner ist diese Konstante und desto effizienter ist der Motor. Es wurden Magnete mit einem Energieprodukt von 33 Millionen verwendet, was eine übliche Ausführung darstellt, da derzeit Material mit 278,6 KJ/m (35 MGO) erhältlich ist. Verwendung von stärkeren Magneten würde die Effizienz des Motors minimal erhöhen, würde jedoch stärkere Eisenkerne erfordern, um den zusätzlichen Fluss zu leiten.
Wie im Abschnitt J über Pumpensteuerung erläutert ist, können mit der Kolbenposition, die durch den Positionssensor 32 bekannt ist, eine konstante Systolengeschwindigkeit und eine konstante Rückflussgeschwindigkeit während der Diastole aufrecht erhalten werden, indem eine einfache Regelschleife unter Rückmeldung von Position und Geschwindigkeit verwendet wird. Dies maximiert die Motoreffizienz während des Hubs, da die Kolbengeschwindigkeit bei dessen maximalem Wert konstant ist.
Diese Motoren werden einfach gesteuert, da sie eine konstante Kraftkonstante haben (Kraft ist direkt proportional zum Strom). Aus diesem Grund kann der Motor als ein akkurater Druckwandler zur physiologischen Steuerung der Pumpe verwendet werden. Außerdem kann jede gewünschte Form der systolischen Flussrate programmiert werden, wie beispielsweise in Form eines Sinuspulses. In diesem Fall wäre die mittlere Motorgeschwindigkeit während Systole und Diastole 2/π mal so groß wie im Falle einer konstanten Geschwindigkeit und die Effizienz des Motors würde von derzeitigen 86% auf 80% fallen - was noch immer ein sehr respektabler Wert ist.
Die Verwendung von drei Spulen 28a oder Phasen ermöglicht, dass der Strom nur in diejenigen Spulen geschickt wird, die Kraft erzeugen, egal wie lang der Hub ist. Indem die axiale Länge jeder Spule so gewählt ist, dass sie der des Magnetrings entspricht, wird der Kolbenhub zu einem integralen Vielfachen der Magnetlänge (hier 3 zu 1) und der Strom in jeder Spule kann optimal variiert werden, um den Gesamtstromverbrauch zu minimieren. Dies ist ein neuartiger und innovativer weg, um eine Wicklung eines Schwingspulen-Linearmotors zu kommutieren.
In jedem Augenblick befindet sich nur eine oder zwei Spulen über einem Magnetring 28b, in den der Strom geschickt werden soll. Würden wir die Strommenge in jeder Spule proportional zu ihrem Grad der Überlagerung mit dem Magneten wählen (in anderen Worten, der Spulenstrom ist proportional zur Drahtlänge in dem Magnetfeld), dann bleibt die Kraftkonstante des Motors konstant (zur einfacheren Steuerung) und die Gesamtstromeingabe zum Motor ist für eine gegebene Ausgabekraft konstant. Hierdurch wird die Einfachheit der Steuerung des Linearmotors aufrecht erhalten.
In einem solchen Fall ist der Energieverlust des Motors um 1/3 geringer, als wenn der gleiche Gesamtstrom in einer idealen Spule verwendet werden würde, die sich zusammen mit dem Magneten bewegen könnte, damit ihre Windungen in dem Magnetfeld bleiben. Dass dies stimmt, wird wie folgt in Verbindung mit 9 abgeleitet
3. Vorteile von 3-Phasen-Mehrfachspulen
a. Effizienz und Kommutierung
Ableitung der Verbesserung der Spuleneffizienz
LEGENDE
x = Magnetposition
y = Überlappung des Magneten mit der jeweiligen Spule
R = Widerstand jeder Spule
L = Magnetlänge = Länge jeder Spule
i₀ = Strom, der bei vollständiger Überlappung mit dem Magneten in 1 Spule erforderlich ist, um die gewünschte Kraft zu erzeugen.
τ = Zeit bis zum Hubende
y1 = L – X (Überlappung mit Spule 1)
y2 = X (Überlappung mit Spule 2)
Kraft = iLB
Kraft α iy und Energie = i²R in jeder Spule
Bedingung: Strom in der Spule muss proportional zur Überlappung y sein. Dadurch entsteht während des gesamten Hubs konstante Kraft.
Zur Kontrolle: i₁ + i₂ = (1 – X/L + X/L)i₀ = i₀, daher ist der Gesamtstrom = i₀, wie gewünscht.
Ableitung der durchschnittlich während des Hubs verbrauchten Energie:
P1 = (i1)2R P2 = (i2)2R
P = P1 + P2 = R[(i1)2 + (i2)2] = R(i0)2[(L – X)/L)2 + (X/L)2]
P = [R(i0)2(L2 – 2 × L + 2x2)]/L2
r = Zeit bis zum Erreichen des „Hubs L" und x = (t/τ)L und einsetzen in P oben:
Mittlere Kraft
Bei einem stationären Motor mit vollständiger Überlappung auf einer Spule würde gelten P = i0 2R
Deshalb entspricht die angenommene Umstellungskonfiguration dem Fall, wenn nur 2/3 des normalen Spulenwiderstandes vorhanden wäre, und verliert 33% weniger Energie. Würde, eine unendlich große Anzahl von Spulen verwendet oder würde eine einzige, sich auf ideale Weise bewegende Spule angenommen, wäre der Spulenwiderstand R anstatt 2/3R und die Motoreffizienz wäre geringer. Die angenommene Teilung des Stroms proportional zur Überlappung ist daher für eine Minimierung des Energieverbrauchs entweder optimal oder fast optimal.
Allgemeine Umsetzung
Die zum Gesamtvorgang des Blutpumpens verwendete Mikroprozessorsteuerungseinheit 16 ist erforderlich, um die Überlappung y von Spule und Magnet zu berechnen, wobei das Signal verwendet wird, das vom Magnetwiderstandssensor erhalten wird. Ist die Magnetüberlappung bekannt und die Richtung der Kolbenbewegung spezifiziert, werden ausgehend von der obigen Analyse in den jeweiligen Spulen die angemessenen Ströme i₁ und i₂ verwendet. Die Größe des in jedem Augenblick benötigten Gesamtstroms wird natürlich von einem geeigneten Rückkopplungskreis bestimmt, um die gewünschte Kolbengeschwindigkeit aufrecht zu erhalten.
b. Motorredundanz
Würden alle drei Spulen 28a auf einer Seite des Motors funktionsunfähig werden (entweder aufgrund einer Fehlfunktion der Spule oder des elektronischen Treibers), könnten die drei Spulen 28a auf der anderen Seite mit halber Effizienz einspringen und den Betrieb des Motors fortsetzen. würden entsprechend zwei oder nur eine Spule funktionsunfähig werden, kann die Motorfunktion erhalten werden, wenn auch mit einer geringeren Effizienz. Zur Bereitstellung dieser Redundanz kann jede der sechs Spulen 28a einzeln mit ihrem eigenen Treiber angesteuert werden. Dies ist weniger zuverlässig und komplexer als die einfachere Möglichkeit der Serienschaltung jeder Phase, bei der nur drei Treiber erforderlich sind.
Normalerweise sind die beiden Spulen 28a auf der rechten Seite (Phase I), die beiden Spulen 28a in der Mitte (Phase 2) und die beiden Spulen 28a auf der linken Seite (Phase 3) jeweils seriell miteinander verbunden. Dadurch erhält man die minimale Anzahl oder drei Leitungen zum Kommutieren, wobei relativ zur Erdung für jede Phase ein Treiber vorhanden ist.
Muss eine Spule aufgrund einer Fehlfunktion, beispielweise eines Masseschlusses, aus einer der Phasen entfernt werden, muss die Serienschaltung unterbrochen und die Spule umgangen werden.
Falls erforderlich, kann diese Fehlerentdeckung und die Umschaltungsfähigkeit von der Mikroprozessorsteuerungseinheit 16 der LVAD übernommen werden. Die gegenwärtige Auffassung ist, dass die Zuverlässigkeit der Spulen so groß ist, dass die zusätzliche Komplexität und die Bedenken in Bezug auf die Zuverlässigkeit in Verbindung mit der Fehlerentdeckung nicht gerechtfertigt sind. Das Bereitstellen von Ersatztransistorspulentreibern oder redundanten Transistorspulentreibern ist dagegen einfach umzusetzen und wird wahrscheinlich auch umgesetzt, vorausgesetzt, es ist Platz verfügbar.
c. Spulengeometrie
Idealerweise sind die Motorspulen 28a für den Linearmotor 28 rings um die Magnetringe 28b gewunden. Axiale Kraft wird erzeugt durch das Kreuzprodukt aus dem ringförmigen Strom und dem radialen Fluss des Magneten, und diese Kraft wird leicht verringert, wenn der Strom nicht senkrecht zum Fluss verläuft.
In Wirklichkeit werden in der Motorspulenwicklung während seines Herstellungsprozesses geometrische Asymmetrien erzeugt. Die Signifikanteste davon ist die Helixform, die sich daraus ergibt, dass die Spule den Motor entlang läuft. Durch diese Asymmetrie erzeugte Radialkräfte sind relativ klein. Es wird auch ein Drehmoment erzeugt, durch welches der Kolben dazu neigt, tangential zur Motorachse zu rotieren. Dies ist nicht erwünscht, da eine unabhängige Motorwicklung verwendet wird, um eine Rotation in eine Richtung zu gewährleisten.
Die 10 ist ein Schema einer typischen Motorspule des Durchmessers D, gewunden um eine zylindrische Fläche der Länge L. Die Anzahl der Schleifen ist N mit einem Helixwinkel λ.
Man kann sich vorstellen, dass der Spulenstrom i in axialer Richtung entlang und ringsum durch eine Länge NπD fließt. Die von diesen Strömen erzeugten Kräfte sind schematisch in 11 gezeigt. Der kreisförmige Strom erzeugt die gewünschte Axialkraft, während durch einen axialen Strom eine tangentiale Kraft erzeugt wird. Diese Tangentialkraft, von der berechnet wurde, dass sie sehr klein ist, neigt dennoch dazu, den Anker des Magneten wie den eines Motors zu drehen; zuerst in eine Richtung, dann in die andere Richtung, wenn der Motorstrom umgekehrt wird. Wird eine gerade Anzahl von Wicklungsebenen verwendet und ist die Spule 28a so gewunden, dass benachbarte Ebenen entgegengesetzte Helixwinkel haben, dann ist der Strom in jeder Ebene entgegen der Länge L gerichtet und ihre entsprechenden Tangentialkräfte fallen weg, was der Konfiguration der Spulen 28a in der bevorzugten Ausführungsform entspricht. Es wird daher kein Drehmoment erzeugt. Wie in 11 gezeigt, addieren sich die Axialkräfte wie gewünscht.
Hat die Wicklung keine gerade Anzahl von Wicklungsebenen, kann das Drehmoment nicht ausgeschaltet werden und die unabhängige Rotorwicklung müsste kompensiert werden. Aus diesem Grund wird in dem Motor 28 am besten eine gerade Anzahl von wicklungsebenen verwendet.
Abschnitt C - Kommutation
Wie in 2 gezeigt, sind die Antriebsspulen 28a in zwei symmetrischen Sätzen von drei Spulen 28a an entgegengesetzten Enden des Gehäuses 22 angeordnet. Und es sind geeignete Mittel in Form der Steuerungseinheit 16 bereit gestellt, um den elektrischen Strom in die entsprechenden Antriebsspulen 28a zu kommutieren, um den Kolben 26 magnetisch in den axialen nach vorne gerichteten Hub vom Gehäuseeinlass zum -auslass 22b,c und in einen axialen nach hinten gerichteten Hub von Gehäuseauslass zum -einlass 22c,b zu verschieben, um den Kolben 26 in dem Gehäuse 22 zu oszillieren, um das Blut zyklisch axial hindurch zu pumpen. Die Steuerungseinheit 16 ist durch geeignete elektrische Leitungen operativ mit den Antriebsspulen 28a verbunden, um diese sequenziell mit elektrischem Strom zu versorgen, um den Kolben 26 axial zu oszillieren.
In der in 2 veranschaulichten, bevorzugten Ausführungsform haben die Antriebsspulen 28a und die Magnetringe 28b jeweils die gleiche axiale Länge, so dass der Hub des Kolbens 26 ein ganzzahliges Vielfaches der Magnetringlänge ist. Die Steuerungseinheit 16 ist geeigneterweise konfiguriert, um proportional zu der Menge an Überlappung von den Antriebsspulen 28a mit den Magnetringen 28b elektrischen Strom zu den Antriebsspulen 28a zu liefern, um, wie oben beschrieben, den Energieverbrauch zu minimieren.
Das Mittel zum Kommutieren umfasst des Weiteren den Positionssensor 32 gemäß einer beispielhaften Ausführungsform, der in dem Gehäuse 22 neben dem Kolben 26 angebracht ist, um die axiale Position des Kolbens 26 zu bestimmen. Der Positionssensor 32 ist operativ mit der Steuerungseinheit 16 verbunden, um dieser die Position des Kolbens 26 zum Kommutieren der Antriebsspulen 28a zu liefern. Der axiale Positionssensor 32 oder -wandler ist unten gemäß einer beispielhaften Ausführungsform näher beschrieben.
Abschnitt D - Axialer Positionswandler
1. Magnetwiderstandssensoren
Magnetwiderstände (MR) 32a sind sehr kleine, variable Festkörperwiderstände mit ¼ mm Stärke × 1 mm × 2 mm. Die MR 32a bestehen gewöhnlich aus einem keramischen Substrat, auf das ein dünner Film in einem sich windenden Muster von Nickel-Antimonid und Indium-Antimonid aufgesprüht ist. Ein typischer Widerstandswert ist 50 Ohm.
12 ist ein Schema eines typischen MR (Quelle Siemens Galvanometrisches Handbuch, 1976/77, Seiten 52–53). In Gegenwart eines magnetischen Felds erhöht sich der Widerstand des MR 32a drastisch. Diese Eigenschaft wird in vielen Anwendungen als ein Positionssensor 32 genutzt. MR nutzen sich nicht mit dem Alter ab. Im Gegensatz zu variablen Differenzialtransformatoren (LVTD) oder wirbelstromsensoren erfordern sie keine Oszillatoren oder komplexe Elektronik. Sie brauchen lediglich eine Eingangsspannung von 5 oder 10 Volt. Bei Verwendung in einer einfachen Brückenschaltung beträgt die Ausgangsspannung mehrere Volt und es ist keine Verstärkung erforderlich. Eine typische Brückenschaltung, wie sie in der Steuereinheit 16 eingebaut ist, ist in 13 gezeigt. Die Zuverlässigkeit einer solch einfachen Schaltung ist sehr hoch.
MR sind bereits seit zwei Jahrzehnten erhältlich und werden auch bereits so lange eingesetzt; sie sind bekannt für ihre große Zuverlässigkeit und Lebensdauer. MR können direkt von Kangyo Denki Ltd., Siemens und anderen bezogen werden. IBM stellt sehr kleine MR zum Auslesen von Daten auf Gleitkörpern in Festplatteneinheiten her. Sie sind außerdem billig.
14 zeigt den Einsatz von MR zur Erzeugung einer Sinuskurve oder digitalen Pulsfolge, während sich der Kolben 26 in dem Gehäuse 22 bewegt. Durch Zählen der Anzahl von Impulsen von der Ausgangsposition aus wird die unmittelbare Position bestimmt.
Der Magnetwiderstand (MR) ist gezeigt in Verbindung mit einem redundanten MR 32a, der sich zwischen einem kleinen Magneten 32c und zwei dünnen Eisenpolstücken 32d befindet. Der Magnet beeinflusst den Widerstand dahingehend, bei einem hohen Verstärkungspunkt zu arbeiten. Der erzeugte Magnetfluss fließt die das winzige Außenpolstück 32d entlang nach unten und in die inneren Pole 32a hinein, die zwischen kreisförmigen Vertiefungen, die in den Eisenzylinder oder Ring 32b gekerbt sind, verlaufen. Die äußeren und inneren Pole 32d,e sind in der Figur zueinander ausgerichtet gezeigt. In dieser ausgerichteten Position existiert ein minimaler Reluktanz, so dass ein Maximum an Fluss durch den MR 32a fließt. Der Widerstand des MR ist nun maximal, was ein typisches Brückenausgangssignal von 3 Volt ergibt. Bei Verlagerung des Kolbens 26 kommt es zu einer Fehlausrichtung der Pole und es fließt weniger Magnetfluss durch den MR. Dadurch wird der Widerstand des MR verringert und die Wheatstone'sche Brückenspannung fällt typischerweise auf Z Volt ab. Die Ausgangsspannung ist minimal, wenn die Polstücke 32d,e vollständig fehlausgerichtet sind, d. h. wenn der Pol des einen mit dem Tal des anderen ausgerichtet ist.
Bewegt sich der Kolben über eine Distanz von 1 Polteilung, hier gezeigt als 1,016 mm (0,040 Zoll), ist ein Teilungszyklus abgeschlossen. Daher erfolgt ein Impuls pro Teilung oder alle 1,016 mm (0,040 Zoll). Die Variation ist bei der gezeigten Geometrie in Wirklichkeit fast sinusförmig.
Die in 14 gezeigte Positionsbuchse 32b ist mittels eines geeigneten Epoxydharzes koaxial in dem Kolben 26 um den Anker oder Ummantelung 26s herum angebracht und erstreckt sich axial zwischen den voneinander beabstandeten Magnetringen 28b wie in 2 veranschaulicht. In der Positionsbuchse 32b ist eine ausreichende Anzahl der inneren Pole 32e vorhanden, um es dem Positionssensor 32 zu erlauben, die Pole 32e über dem gesamten axialen Hub des Kolbens 26 innerhalb des Gehäuses zu zählen.
Wie auch in 2 gezeigt, ist ein zweiter Positionssensor 32B ebenfalls operativ mit der Steuerungseinheit 16 verbunden und arbeitet magnetisch mit der gemeinsamen Positionsbuchse 32b zusammen. Der zweite Positionssensor 32B kann mit dem ersten Positionssensor 32 identisch sein, außer dass er vorzugsweise um 90 elektrische Grade oder eine viertel Teilung zu dem ersten Sensor 32 verschoben ist, um die axiale Richtung der Kolbenbewegung in dem nach vorne und hinten gerichteten Hub zu bestimmen.
Die Richtung der Kolbenbewegung kann mithilfe des zweiten MR und der Magnetsensoranordnung 32B bestimmt werden. Dieser zweite Sensor ist zum Ersten um 90 elektrische Grade verschoben, was in diesem Beispiel 254 Mikron (0,010 Zoll) sind. Die Phase der von ihm ausgegebenen, abgeschnittenen Sinuskurve liegt entweder vor oder hinter der ersten, woraus die entsprechende Richtung bestimmt wird. Es existieren Standardminiaturbauelemente, um Position und Richtung dieser Quadratursignale zu bestimmen, zumal dies die standardmäßige Impulsfolgenausgabe optischer Positionscodierer und -drehmelder ist (siehe „Magnetoresistive Sensors and Magnetic Encoders for Motion Control", P. Campbell, Princeton ElectroTechnology, Inc., Sensors Magazine, May 1989). Die Positionsauflösung beträgt durch Addieren beider Signale ¼ der Impulsteilung. Demnach ist mit der in diesem Beispiel verwendeten Geometrie eine Positionsauflösung von 254 Mikron (0,010 Zoll) möglich.
Die Standardbauelemente interpolieren auch die Position zwischen Sinuskurvenspitzen, so dass mindestens die 10-fache Auflösung erreicht werden kann. Dieses Maß an Genauigkeit ist nicht erforderlich.
Die Verwendung von Polstücken mit einer Stärke von 508 Mikron (0,020 Zoll) ist durch die Gesamtgröße des Spalts zweier Titangehäusestärken vorgeschrieben. Für Pole mit einer Stärke von 508 Mikron (0,020 Zoll), liegt die verwertbare Bandbreite bei 6 KHz, bevor die Erzeugung von Wirbelströmen zu einem Problem wird. Bei einer Geschwindigkeit von 0,4572 m/s (18 Zoll/s) während der Systole beträgt die sich daraus ergebende Impulsfrequenz nur 18 dividiert durch 1,016 mm (0,040 Zoll) Teilung = 450 Hz, was relativ klein ist.
Es ist wünschenswert, dass der Impulszähler in jedem Zyklus auf Null gestellt wird, um die Möglichkeit der Fehleransammlung auszuschalten, falls ein Impuls ausgelassen wird. Dies wird mittels eines zweiten MR erreicht, der sich am Ende der Hubposition (nicht gezeigt) befindet. Er erzeugt am Ende der Bewegung einen „Rücksetzungs"-Impuls. Es ist sehr einfach, sowohl an der Stelle der Impulswellenfolge als auch am Ende der Hubposition MR-Redundanz zu erreichen. Wie in der vorigen Figur gezeigt, werden zwei MR in dem Magnetkreislauf nur in einer Zwischenposition verwendet. Es werden kein zusätzlicher Raum und keine zusätzlichen Polstücke oder Magnete benötigt.
Eine leichte Verschiebung der MR-Ausgabe bei Temperaturschwankungen hat keinen Einfluss auf die Positionsgenauigkeit. Nicht die Signalamplitude wird verwendet, sondern die Anzahl der Impulse. Es ist nicht zu erwarten, dass das Vorhandensein kleiner äußerer Magnetfelder der Motormagnete den Impulse erzeugenden Magnetkreis des MR nennenswert beeinflusst, da Magnetwiderstände bis zu 0,3 Tesla (3,000 Gauss) arbeiten. Von IBM wurden sie erfolgreich zur Positionserfassung unter ähnlichen Bedingungen in einem Linearmotor zum Antrieb einer Druckkartusche verwendet.
Abschnitt E - Drehkolben
Wie oben gezeigt, ist der in 2 veranschaulichte Kolben 26 ringsum von einem Tragefilm von Blut in dem Spalt 30 umgeben, der auch als Dichtspalt für den Kolben 26 dient. Um den Kolben 26 in einem rotierenden Lagerzapfen zu unterstützen, ist es wünschenswert, geeignete Mittel bereit zu stellen, um den Kolben 26 zu rotieren oder zu drehen, um ringsum hydrodynamischen Druck in der Lagerflüssigkeit zu entwickeln, wobei das Lager dabei das Zapfenlager definiert. In einer Ausführungsform, veranschaulicht in 15, ist an einem Ende des Kolbens 26 und Gehäuses 22 ein unabhängiger bürstenloser DC-Drehmotor 36 angelegt. Der Drehmotor 36 kann jede beliebige übliche Form annehmen und ist operativ mit der Steuerungseinheit 16 verbunden. Beispielsweise enthält der Drehmotor 36 einen ringförmigen Drehmagneten 36a in Form eine Rings, angeordnet in dem hinteren Ende des Kolbens 26, der eine Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Rotorpolen hat. Ein damit zusammenarbeitendes Statorband 36b enthält eine Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Drehantriebsspulen, die fest im hinteren Ende des Gehäuses 22 angeordnet sind, um mit dem Drehmagneten 36a magnetisch zusammenzuarbeiten, um den Kolben 26 zu drehen.
Nur wenn der Kolben 26 das Statorwicklungsband 36b überlappt, wird durch den Drehmotor 36 ein Drehmoment ausgeübt. Es werden daher Drehmomentimpulse ausgeübt, deren mittlerer Wert pro Zyklus dem gewünschten mittleren Drehmoment entspricht. Die Statorspulen oder -phasen umgeben den Ankermagneten 36a des Kolbens. Sie werden sequenziell von der Steuerungseinheit 16 kommutiert, um ein rotierendes Magnetfeld zu erzeugen. Dieses dreht den Kolben. Der Motor 36 kann mithilfe verfügbarer Chips kommutiert sein, um den magnetischen Rückfluss zu überwachen und damit Halleffektsensoren oder andere, für die Verteilung notwendigen Rotationspositionssensoren zu eliminieren. Durch die Rotation des Kolbens wird er zu einem Zapfenlager mit Belastbarkeit. Aufgrund der konstanten Drehmomenteingabe reguliert sich seine Umdrehungsgeschwindigkeit je nach Viskosität des Blutes von selbst. Es wurde gezeigt, dass die Belastbarkeit des Lagers dann unabhängig von der Blutviskosität ist. Nachteile dieser Ausführung sind pulsierende Drehmomente, die eine kleine aber annehmbare Drehvibration sowie eine leichte Erhöhung des Gewichts und der Axiallänge der Pumpe ergeben. Damit der Kolben 26 anfängt sich zu drehen, wird ein hoher Eingangsstromimpuls eingespeist, um die Reibung zu überwinden, bis sich das Lager anhebt.
Ein zweites Verfahren zum Rotieren des Kolbens ist die Anwendung einer axialen Miniaturflussturbine 38, wie in 16 und 17 gezeigt. An dem Kolben 26 ist eine Vielzahl von ringsum voneinander beabstandeten Turbinenschaufeln 38a angebracht und diese werden durch den Fluss durch dessen Bohrloch 26a angetrieben. Nach Rücksetzung des Kolbens trifft der Fluss durch das Bohrloch auf die Schaufeln, wobei Rotation auf den Kolben übertragen wird. Der Bedarf für einen zusätzlichen Drehmotor wird daher eliminiert. Nach dem nach hinten gerichteten Rücksetzungshub des Kolbens 26, treibt das Blut die Schaufeln 38a an, um den Kolben 26 zyklisch zu rotieren.
Wird zusammen mit der Turbine 38 ein Rückschlagventil 24b verwendet, so befindet sich dieses davor in dem Kolbeneinlass 26b und die Turbine befindet sich vorzugsweise dahinter in der Nähe des Kolbenauslasses 26c. Dies eliminiert auf den Kolben einwirkende, umgekehrte Drehmomente, die durch Wirbel in der Flüssigkeit an dem Turbinenauslass verursacht werden, die auf das offene Ventil treffen und ein Gegendrehmoment erzeugen würden.
Bei Verwendung einer Turbine 38 regelt sich die mittlere Rotationsgeschwindigkeit ebenfalls selbst je nach Viskosität, da das Turbinendrehmoment von der Dichte und Geschwindigkeit und nicht von der Viskosität des durch die Turbine hindurch fließenden Blutes abhängt. Der Vorteil der Verwendung einer Turbine liegt vor allem in der Eliminierung des Drehmotors 36 und damit verbundener zusätzlicher Elektronik. wird eine Turbine verwendet, kann das mittlere Drehmoment des Kolbens ebenfalls konstant gehalten werden, genauso, als ob ein Drehantriebsmotor verwendet werden würde. Um dies zu erreichen, wird die Rücksetzungsgeschwindigkeit des Kolbens variiert, damit das Produkt aus Drehmoment und Rücksetzungsarbeitszyklus (Eingangsenergie von der Turbine) in jedem Zyklus konstant ist. Mit anderen Worten wird die Diastolenzeit je nach Gesamtzyklusdauer variiert. Es muss daher eine Haltezeit der axialen Bewegung des Kolbens geben, deren Dauer eine Funktion der Flussgeschwindigkeit ist. Diese Haltezeit findet bevorzugt in der Ausgangsposition statt.
Die gewünschte diastolische Rücksetzungszeit und Haltezeit als Funktion der Netto-Flussgeschwindigkeit für die Pumpe mit 45,7 mm Durchmesser sind in Tabelle 3 gezeigt. Dies wurde für jede aufgeführte Flussgeschwindigkeit ausgehend von der Zyklusdauer berechnet.
Der Winkel der Turbinenschaufeln, gezeigt in 16 und 17, wird gewählt, um ausgehend von der maximalen Flussgeschwindigkeit der Pumpe die gewünschte Umdrehungsgeschwindigkeit zu erzeugen, was die kleinste erwartete Diastolenzeit ergibt. In diesem Fall wird er auf 14 Grad berechnet, was einen relativ kleinen Winkel darstellt, der die Flüssigkeit, die aus der Turbine kommt, nicht sehr verwirbelt. Dadurch wird geringe Turbulenz erzeugt und das Blut nicht geschädigt. Die Formel, die verwendet wird, um die verschiedenen Diastolenzeiträume abzuleiten, die erforderlich sind, um ein konstantes mittleres Drehmoment zu erzeugen und um τd im Durchschnitt für ein konstantes Turbinendrehmoment während eines Zyklus zu berechnen, ist: τd = (4,44 × 10–3)/(τ + 0,010)
Damit der Kolben während der Implantation anfängt sich zu drehen, ist etwa das 10-Fache des mittleren Betriebsdrehmoments erforderlich. Die Turbine gibt bei maximalem Fluss und bei einer Rücksetzungszeit von 0,043 Sekunden etwa das Doppelte des mittleren Betriebsdrehmoments ab, siehe Diagramm. Ein zusätzlich benötigter Faktor 5 wird erhalten, indem eine Rücksetzungszeit von zirka 20 ms verwendet wird. Befindet sich der Kolben in Rotationsgeschwindigkeit, werden normale Rücksetzungszeiten verwendet.
Eine andere Drehmotoralternative ist in dem Linearmotor 28 selbst eingebaut. Diese ist in 18–20 gezeigt. Ein integraler bürstenloser DC-Drehmotor 40 enthält ein Paar axial voneinander beabstandete Statorbänder 40a, von denen jedes eine Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Antriebsdrehwicklungen oder -spulen besitzt, die in dem Gehäuse 22 angeordnet sind, und radial unterhalb entsprechende axiale Antriebsspulen 28a. In dieser Ausführungsform haben die beiden Magnetringe 28b ringsum voneinander beabstandete Bereiche unterschiedlicher Magnetflussdichte, bezeichnet als B⁺ und B^–, wie in 19 gezeigt. Dies wird erreicht, indem die Umfangsbereiche der Magnetringe 28b ringsum geeigneterweise leicht entmagnetisiert werden, um Bereiche mit relativ hohen und niedrigen Flussdichten zum Definieren korrespondierender Pole zu erzeugen. Die Bereiche sind in einer gemeinsamen Ebene axial zueinander ausgerichtet und befinden sich radial unterhalb der entsprechenden Statorbänder 40a, um davon magnetisch gedreht zu werden. Jedes Statorband 40a ist, wie in
18 gezeigt, axial koextensiv mit und radial nach innen zu einem entsprechenden, symmetrischen Satz von drei Antriebsspulen 28a angeordnet, um den Kolben 26 in dem Gehäuse 22 gleichzeitig axial zu verschieben und ringsum zu rotieren.
Ein rotierendes Magnetfeld wird durch Statorphasen aufgebaut (ähnlich wie in dem obigen Drehmotor 36), die sich jedoch in dem Innendurchmesser der axialen Antriebsspulen 28a befinden. Um mithilfe der vorhandenen Magnetringe Rotation zu erzeugen, werden die Ringe an drei Stellen im Umfang leicht entmagnetisiert, wodurch sechs alternierende Bereiche mit stärkeren und schwächeren Magnetfeldern erzeugt werden. Dadurch wird ein stärkerer und schwächerer alternierender Fluss erzeugt, um zusammen mit den Antriebsspulen der Bänder 40a ein elektromagnetisches Feld in der Spule zu erzeugen, und es kann Motorarbeit ausgeführt werden. Die Ankerfelder treten auf die gleiche Weise mit den dreiphasigen Statorspulen der Bänder 40a in Wechselwirkung wie der vorige bürstenlose DC-Motor 36. Diese Phasenwindungen können sehr dünn sein, d. h. eine Stärke von 254 Mikron (0,010 Zoll) in einer einzigen Wicklungsebene im Band 40a haben, da der Motor 40 beim Rotieren nur wenig Energie (typischerweise 60 mW) erzeugen muss, und die Widerstandswirkung der Spule braucht nicht groß zu sein.
Um den Kolben 26 zu starten, wird von der Steuerungseinheit 16 ein kurzzeitiger Impuls eines hohen Stroms angewandt, um etwa 10-mal mehr Drehmoment zu erzeugen, um die Reibung von Kolben/Bohrloch zu überwinden. Der Einbau des Drehmotors 40 in den Linearmotor 28 erfordert praktisch keinen zusätzlichen axialen Raum oder Gewicht. Er ist außerdem redundant, da an jedem Magnetring 28b Wicklungen verwendet werden können. Zum Start, bei dem ein hohes Drehmoment benötigt wird, können beide Wicklungen 40a verwendet werden. Der Statorrückfluss ist aufgrund des geringen erforderlichen Drehmoments klein. Dieser Fluss wird ringsum von der äußeren Rückflussummantelung 22s des Linearmotors getragen.
In einer alternativen Ausführungsform befinden sich die Statorbänder 40a stattdessen radial oberhalb der axialen Antriebsspulen 28a. In jeder Ausführungsform sind die Bänder 40a radial zu den Antriebsspulen 28a ausgerichtet, damit der Kolben 26 gleichzeitig axial verschoben und gedreht werden kann.
Homopolarer LVAD-Kolbenmotor
Der LVAD-Kolben 26 wird rotiert, indem Idealerweise ein konstantes mittleres Drehmoment verwendet wird. Es liegt ein deutlicher Vorteil bezüglich der Verkapselung vor, wenn die vorhandenen Linearmotormagnete auch zur Rotation verwendet werden. Dadurch ist es nicht mehr erforderlich, dass ein bürstenloser DC-Motor an einem Ende des Kolbens positioniert wird, der zusätzliche axiale Länge beansprucht und zu einem pulsierenden, auf den Kolben einwirkenden Drehmoment führt, wobei das Drehmoment in der Nähe des einen Endes des Hubs ausgeübt wird. Mit dem offenbarten Motor kann ein glatteres, nahezu kontinuierliches Drehmoment erzeugt werden, und es ist keine zusätzliche axiale Länge erforderlich. Seine Effizienz ist vergleichbar oder besser.
Jeder Magnetring 28b des Linearmotors 28 ist radial magnetisiert, entweder als fester Ring oder durch bondierte Segmente. Voraussetzung für den Linearmotor ist ein einheitliches radiales Magnetfeld oder eines, das ringsum symmetrisch ist, um die radiale magnetische Instabilität zu minimieren und Kräften im Austausch mit dem Stator entgegenzuwirken. Diesem ist in der Modifikation des Drehmotors entsprochen, die erforderlich ist, um die Magnetringe zu magnetisieren.
Wie in 19 gezeigt, ist jeder Magnetring zu etwa 10 ringsum in gleichmäßig voneinander beabstandeten, schrägen Wickelbereichen einzeln entmagnetisiert. Dadurch werden Pole mit einem in eine Richtung verlaufenden Feld erzeugt, die in der Analyse als sinusförmig angenommen werden, jedoch jede Symmetrievariation haben können. Der mathematische Effekt ist ein „Umkehr"-Magnetfeld, das auf ein konstantes Magnetfeld einwirkt, und dieses induziert einen elektromagnetischen Rückfluss in die unbeweglichen Antriebsspulen 28a hinein, wobei in dem Magneten ein Drehmoment erzeugt wird. Es kann eine standardmäßige dreiphasige Wicklung in den Bändern 40a an jedem Ende des Motors 40 verwendet werden. Der Motor 40 wird homopolar genannt, da das reale Feld die radiale Richtung von Pol zu Pol nur mathematisch verändert.
Lange Spulenbänder 40a über jedem Magnetring 28a stellen sicher, dass der Fluss von jedem Magnetsegment unabhängig von der axialen Kolbenposition in die Spule gelangt. Das Drehmoment ist daher bei der axialen Position des Magnetrings konstant. Dies nutzt die Spule zwar nicht effektiv, was aber in dieser Blutpumpe keine Rolle spielt, da die Anforderungen an die Rotationsenergie so gering sind. Das Drehmoment des Motors ist proportional zu dem Wicklungsstrom, so dass das Drehmoment leicht gesteuert werden kann. Je größer die Entmagnetisierung ΔB eines Magnetsegments ist, um eine Variation des Flusses am Umfang zu erzeugen, desto stärker ist das Drehmoment bei einem gegebenen Strom, und desto dünner kann die Spule bei einer gegebenen Effizienz radial sein. Eine Flussvariation ΔB von ca. 10% hat nur wenig Auswirkungen auf die Effizienz des Linearmotors und dies kann, falls gewünscht, kompensiert werden, indem stärkere Neodymium-Magnete verwendet werden.
Der offenbarte Motor ist ein bürstenloser DC-Motor, der mithilfe von Rotationssensoren oder einer EMF-Rückkoppelschaltung kommutiert werden kann, was einen Standard z. B. für Diskettenlaufwerke darstellt. 20 veranschaulicht den Drehmotor 40 schematisch. Die linken und rechten Spulen derselben Phase können seriell miteinander verbunden werden, um, falls gewünscht, die angelegte Spannung zu verdoppeln.
Abschnitt F - Ausführung des Zapfenlagers des Kolbens
1. Bestimmen der Belastung, die auf das Lager ausgeübt wird
a. Radiale Instabilität des Motors
Motoranker aus beweglichen Magneten sind an sich instabil, da die Magnetstruktur von dem umliegenden unbeweglichen ferromagnetischen Material angezogen wird. Diese Geometrie ist in 8 gezeigt. Wird der Magnetring 28b radial versetzt, bewegt er sich näher zum Statoreisen; infolgedessen erhöht sich die Radialkraft in Richtung der Versetzung. Im eigentlichen Magnetfeldzentrum (ungefähr gleiche Kolbenspalte) sind diese Kräfte vollständig ausgeglichen.
Bei versetztem Magnetring erzeugt die Asymmetrie des magnetischen Widerstands in dem Spalt eine damit in Verbindung stehende Veränderung des Magnetfelds. Ist der Anker aus dem magnetischen Zentrum verschoben, verringert sich der magnetische Widerstand mit dem Kleinerwerden des Spalts und erhöht sich in dem diametral gegenüber liegenden größer werdenden Spalt. Die Flussdichte in dem Spalt erhöht sich mit Geringerwerden des magnetischen Widerstands, verringert sich mit Größerwerden des magnetischen Widerstands und erzeugt eine Nettoseitenkraft. Es ist 21 zu berücksichtigen, die nicht konzentrische ferromagnetische Zylinder zeigt, welche radial um ein Maß e versetzt sind. Der örtliche Widerstand des Magnetkreislaufs an r₁ ist geringer als der an r₂.
Die in 21 dargestellte Geometrie ist magnetisch gesehen die gleiche wie die des Drehmotors 40. Da an dem inneren Zylinder bzw. dem inneren Mantel 26s Permanentmagnete 28b angebracht sind, ergibt sich bei radialer Bewegung des Motorankers ein radial nicht symmetrisches Feld. Die von diesem Feld erzeugte Seitenkraft ist eine Funktion der Versetzung. Die Analyse sagt voraus, dass diese Kraft aufgrund des relativ großen, effektiven Spalts zwischen dem Statormantel aus Eisen 22s und den Magneten 28b in der Ausführung mit einer Kombination aus Linear- und Drehmotor 28, 40 gering ist.
b. Seitenlast des Motors
Inhomogenität der Stärke von Motormagneten
Das Magnetfeld der Magnetringe 28b des Motors hat einen geringen Grad an Asymmetrie. Mit anderen Worten kann die radiale Magnetisierung auf einer Seite etwas größer sein als auf der anderen. Daher wird der Statoreisenmantel 22s auf der einen Seite mehr angezogen als auf der anderen, was eine Nettoseitenlast auf den Kolben erzeugt. Diese Asymmetrie kann minimiert werden, indem der Magnetring mit einer geraden Anzahl von Magnetsegmenten konstruiert wird und zueinander passende Paare von Segmenten mit gleicher Stärke einander gegenüber liegend positioniert werden. Auf diese Art kann eine Homogenität von 2,5% oder besser erreicht werden. Dieses Konstruktionsverfahren wurde in dem Motor des Gefrierkühlschranks verwendet, um die Seitenlast auf die Magnetlager zu minimieren. Seither scheint es nun möglich zu sein, den Magnetring 28b in einem Stück zu konstruieren und radial zu magnetisieren. Die Homogenität seiner Stärke sollte ausgezeichnet sein. Soll diese verbessert werden, können einzelne Bereiche einzeln entmagnetisiert werden, um den Ring konform zu machen. Sollte sich dies als durchführbar erweisen, verringern sich die Herstellungskosten der Ringe wesentlich.
22 und 23 sind schematische Querschnitte des Motors. Die Magnete 28b sind an dem zentralen Permendurkern 26s befestigt, der sich bewegt. Es existiert nur ein äußerer Kolbenspalt 30. Zwei Magnetringe bilden zusammen den Anker.
2. Ausführungsgesichtspunkt – allgemeine Bemerkungen
Bei der Konzeption eines Zapfenlagers ist die Flüssigkeitsviskosität ein wichtiger Parameter. Öl und andere Schmiermittel, die zum Schmieren von Zapfenlagern verwendet werden, sind Newtonsche Flüssigkeiten. Ihre Viskosität ist konstant und keine Funktion der Scherrate. Bei gleich bleibender Viskosität ist die Ausführung des Lagers einfach. Viskosität ist die Proportionalitätskonstante und erlaubt die Berechnung der Scherbelastung, wenn die Scherrate der Flüssigkeit bekannt ist. Txy(Scherbelastung) = μ(Viskosität)du/dy.
Wobei du/dy die Scherrate oder Rate der veränderung der Geschwindigkeit mit der Position in der Flüssigkeit ist. Dies wird später in Abschnitt H verwendet. Bei vielen Problemen kann sinnvollerweise von den üblichen flüssigkeitsmechanischen Annahmen einer konstanten Viskosität oder eines Newtonschen Verhaltens ausgegangen werden, wenn die richtige Blutviskosität verwendet wird. Die Viskosität von Blut hängt ab von der Scherrate wie in 24 gezeigt, nachgebildet aus Chemical Engineering in Medicine and Biology, Hershey, Plenum Press, S. 67, 1967.
Wie aus 24 ersichtlich ist, ist die Viskosität von Blut bei Scherraten über ca. 100 Sek^–1, was sehr gering ist (Logarithmus der Scherrate = 2,0 oder höher), fast konstant und verringert sich leicht mit Ansteigen der Scherrate. Da die in dem Lager vorliegende Scherrate größer ist (wie auch die Scherrate im Herzen, der Aorta und in praktisch allen Bereichen einer LVAD-Vorrichtung), kann zum Zweck der Berechnung die minimale Viskosität von Blut verwendet werden. Dieser Wert beträgt wie gezeigt 3,5 Zentipoise. Tatsächlich werden bei Pseudozirkulationsschleifen und anderen in vitro-Studien Wasserglykol oder andere Lösungen dieser Viskosität verwendet, um die hydrodynamischen Eigenschaften von Blut zu simulieren.
Die Verwendung von 3,5 cp für die Blutviskosität ist allgemein akzeptiert und wird üblicherweise für die Ausführung des Lagers verwendet. Wie in Abschnitt G bewiesen wird, stellt sich heraus, dass der für die Viskosität angenommene Wert nicht kritisch ist, wenn auf das Lager ein konstantes Drehmoment einwirkt, um Rotation zu erzeugen.
Abschnitt G - Unveränderlichkeit der Lagerbelastbarkeit durch Blutviskosität
1. Maßgabe der konstanten Drehmomenteingabe
Viskositätsinvarianz ist sehr wünschenswert, da sich die effektive Viskosität des Bluts des Patienten sich je nach Medikation, Hämatokritinhalt, etc. verändern kann. Dieselbe Pumpe kann bei allen Patienten und unter allen Umständen eingesetzt werden, indem auf das Lager ein konstantes Drehmoment angewandt wird.
wird die Drehwicklung 40 des Drehmotors 40 mit einem konstanten Strom versorgt, wird das Lager von einem konstanten Drehmoment gedreht. Verringert sich daher die Blutviskosität aus irgendeinem Grund, wie beispielsweise durch die Verabreichung von Medikamenten, verringert sich das Zugdrehmoment und das Lager beschleunigt sich von selbst.
2. Größte Vorteile
Die Belastbarkeit ist unabhängig von der Viskosität des Blutes des Patienten und der Umdrehungsgeschwindigkeit des Lagers, demnach kann dieselbe Ausführung bei allen Arten von menschlichem Blut verwendet werden. Die Belastbarkeit ist konstant, bzw. invariant und hängt nur vom Eingabedrehmoment und nicht von Viskosität oder Umdrehungsgeschwindigkeit beim Betrieb ab. Es ergibt sich auch die gleiche Lagerexzentrizität ε als ursprünglicher Designwert für dieselbe Belastung. Dies ist ein wichtiger Vorteil, da er aussagt, dass keine Sensoren zur Messung der Umdrehungsgeschwindigkeit des Lagers und Geschwindigkeitssteuerungen erforderlich sind. Es wird lediglich ein einfacher konstanter Eingabestrom für den gewünschten Designwert des Drehmoments oder der Umdrehungsgeschwindigkeit festgesetzt, das ist alles. Die Lagergeschwindigkeit kompensiert die Viskosität von selbst. Dies alles erfolgt durch „mechanische Rückmeldung".
Großer Vorteil in Bezug auf die Vereinfachung der Einpflanzung
Es wird eine wässrige Salzlösung verwendet, um die gesamte Luft beim Einpflanzen aus der Pumpe zu entfernen. Die Viskosität dieser Lösung beträgt 1/3 der Viskosität von Blut, demnach läuft das Lager nach dem Start bei 72 × 3 = 216 Umdrehungen pro Minute, um die Belastbarkeit der Ausführung beizubehalten. Wird die Salzlösung entfernt und durch Blut ersetzt, stabilisiert sich die Geschwindigkeit bei 72 Umdrehungen pro Minute. Dies ergibt sich mit einem werksseitig eingestellten Eingabestrom, der bei der Einpflanzung nicht angepasst werden muss.
3. Dauer der Auswaschung des Lagers
Während der Systole pumpt der Linearmotor 28 gegen 120 mm Hg = 2,32 psi. Dies erzeugt eine zusätzliche vorübergehende Durchflussrate durch das Lager. Es ist wünschenswert, dass dieser Fluss in die gleiche Richtung wie der Viskositätspumpenfluss verläuft, so dass hier keine Konflikte auftreten und die Auswaschung des Lagers weiterhin in eine Richtung verläuft. Dies wird erreicht, indem die Schraubenpumpe 34 auf der Auslassseite der Pumpe platziert wird, wie in 30 gezeigt ist.
Die oszillierende axiale Bewegung des Lagers induziert in jeder Richtung gleiche hydrodynamische Durchflussvolumina mit einem Nettowert von Null. Dieser Effekt wird daher ignoriert.
Blutvolumen im Lagerspalt = πDhL Vb = π(1,274)(1,5 × 10– 3) (2,00) Vb = 1,2 × 10– 2 (Zoll3) oder 196,6 (mm3)
Blutvolumen, das zum Lager transportiert wird
Vom vorhergehenden Schraubenpumpenentwurf: Q Pumpe = 23,76 mm3/Sek. (1,45 × 10–3 Zoll3/Sek)
Systolischer Fluss: Qs = πDh³/l2μ ΔPs/L
τ Zyklus beträgt typischerweise = 0,168 Sek. bei 6 l/min (6 Hz)
τ Systole = 0,055 Sek.
gepumptes Gesamtvolumen = (Qgepumpt + Qs) t, wobei t die Auswaschzeit (Sek.) ist.
Lagervolumen = Vb
t = 3,0 Sek. oder 18 Pumpzyklen
In einer beispielhaften Ausführungsform unter Verwendung der Schraubenpumpe 34 wird alle 3 Sekunden oder alle 18 Pumpzyklen neues frisches Blut aufgefüllt, was ausgezeichnet ist. Diese Auswaschzeit gewährleistet, dass keine Thrombose entsteht, indem das Lager und die Oberflächen der Schraubenpumpe vollständig mit frischem Blut ausgewaschen werden.
Abschnitt H - Hämodynamische Kompatibilität und
Zuverlässigkeit des Lagers: Warum das Zapfenlager das Blut nicht schädigt
1. Allgemeine Bemerkungen
Das hydrodynamische Lager ist mit einem Dichtspalt konzipiert, der so groß wie möglich ist, um die viskose Scherbelastung im Spalt niedrig zu halten. Starke Scherung wurde vermieden (welche auch bei Turbulenzen vorliegt), da sie zur Ruptur von roten Blutkörperchen führen kann, wenn sie lange genug anhält. Der Körper ersetzt geschädigte rote Blutkörperchen von selbst mit einer bestimmten Rate, deshalb ist eine annehmbar niedrige Hämolyserate, wie sie in allen Blutpumpen vorkommt, akzeptabel. Die Absicht dieses Abschnitts ist es zu zeigen, dass die Ausführung des Kolbenlagers das Blut nicht schädigt. Es wird zunächst gezeigt, dass die Größe der Scherrate im Lagerspalt und ihre Dauer geringer sind als der Grenzwert für die Verletzung von Blutzellen. Die berechnete Scherung ist also viel geringer als das, was experimentell in einer der derzeit am besten entwickelten Blutpumpen, der Penn State LVAD, gemessen wurde (Quelle „Hot Film Wall Shear Probe Measurements Inside a Ventricular Assist Device", von J. T. Baldwin et al., Journal of Biomedical Engineering, Band 110, November 1988, S. 326–333). Folglich sollte es in der vorgeschlagenen Ausführung zu so gut wie keiner Schädigung kommen. Drittens wird diese Schlussfolgerung vollständig durch experimentelle Hämolysedaten von einer festflügeligen, künstlichen Herzpumpe mit einem ähnlichen Spalt als Dichtspalt für den oszillierenden Flügel gestützt. Das Blut wurde in dem Spalt nicht geschädigt, da der Grenzwert für eine durch Scherung hervorgerufene Schädigung nicht überschritten wurde. Der Hämolyseindex der Pumpe war niedriger als oder schlimmstenfalls gleich wie der Hämolyseindex der besten getesteten Gummiventrikelpumpen. Viertens ist der Hämolyseindex (HI) der vorgeschlagenen Ausführung für den Fall berechnet, dass das ganze Blut bzw. 100% des Blutes, das durch das Lager fließt, geschädigt wird. Das Ergebnis ist noch immer ein HI, der niedriger ist als der existierender Blutpumpen.
Die in diesem Abschnitt vorgestellten Daten sollen zweifelsfrei beweisen, dass der Hämolyseindex der vorgeschlagenen Ausführung nicht schlechter ist, als der konventioneller Gummiventrikelausführungen. Im Gegenteil, aus dem verfügbaren wissen wird geschlossen, dass er überlegen sein müsste.
Hämolyse von Blut tritt normalerweise im Sog von Herzklappen und anderen hoch turbulenten Bereichen in einer Pumpe, hauptsächlich auf Fremdoberflächen, auf. Die meisten herkömmlichen Pumpen verwenden elastomere Ventrikel, die den Ventrikel in eine Richtung zusammenpressen und Blutfluss in einer orthogonalen Richtung erfolgt. Diese Richtungsänderung kann sehr hohe Scherraten sowie hohe Beschleunigungskräfte auf die roten Blutkörperchen ausüben, was deren Risiko für eine Ruptur erhöht. Extrem hohe Blutscherung wurde von J. T. Baldwin et al. experimentell in der Penn State-Pumpe gemessen und wird mit dem vorgeschlagenen Lager verglichen. Dieser unerwünschte Effekt tritt in der vorgeschlagenen Pumpe nicht auf, da das Blut nur in einer Richtung durch sie hindurch fließt. Ihre Ausführung mit einem geraden Durchfluss ist ideal geeignet, um Scherung und Turbulenzen in der Pumpe zu minimieren. IBM wird mithilfe seiner Berechnungseinrichtungen den Fluss eines jeden roten Blutkörperchens verfolgen. Turbulenzen und Scherung können minimiert werden, indem optimale innere Konturen festgelegt werden. Gute Auswaschung aller Bereiche kann durch Festlegen von Stagnationspunkten verifiziert werden.
Das Rotationslager mit integriertem Ventil erzeugt jenseits des Ventils eine langsam strudelnde Bewegung. Dadurch werden die Flächen und der Kanal am Ausgang der Pumpe, der die Pumpe mit der absteigenden Aorta verbindet, ausgewaschen. Dieselbe Strudel- oder Wirbelbewegung wurde von Wissenschaftlern am Union College, Schenectady, NY, kürzlich am Ausgang der Aortaklappe des natürlichen Herzens beobachtet. Zusätzlich wäscht der Wirbelfluss den Eingang zur Aorta aus, wobei Bereiche von Rückstrom und Stagnation hinter der Aortaklappe eliminiert werden. Diese durch die Kolbenrotation erzeugte, sanfte Wirkung kann in der Pumpe nur wünschenswert sein.
Die kontinuierliche langsame Bewegung und Rotation des Lagers stellt sicher, dass der Spalt auf ähnliche weise mit geringer Scherbelastung gereinigt wird, was durch die kontinuierliche Auswaschung mit frischem Blut durch die Schraubenviskositätspumpe verstärkt wird. Selbst bei all diesen Aktivitäten, die im Lagerspalt ablaufen, bleibt der Durchfluss glatt und laminar, wie wir nun zeigen. Mit anderen Worten, es kommt nicht zu einem Durchfluss mit Turbulenzen. Dies validiert die Berechnungen der Geschwindigkeitsverteilung im Spalt, die Berechnungen der Scherbelastungen an den Lageroberflächen und validiert die Berechnungen der Belastbarkeit in dem Abschnitt über die Ausführung des Lagers, bei denen von einem laminaren Fluss ausgegangen wird.
Ein laminarer Durchfluss wird aufrechterhalten, wenn die Reynoldsche Zahl im Spalt 30 unter ca. 2.300 liegt. Diese Zahl ist das Verhältnis von trägen Kräften zu viskosen Kräften.
Die Analyse sagt voraus, dass der Fluss innerhalb eines weiten Bereichs laminar ist und dass alle Berechnungen valide sind. Darüber hinaus schließt ein um drei Größenordnungen höherer laminarer Fluss in dem Spalt die Möglichkeit einer Turbulenz aus, besonders auf polierten Oberflächen.
2. Bestimmung der Blutscherung im Lagerspalt
Die lineare Bewegung des Kolbens führt zu Flüssigkeitsscherung in dem Lagerspalt, da sich eine Fläche (der Kolben) mit der Geschwindigkeit U₀ bewegt und das Gehäuse unbeweglich ist. Auf das Lager wirkt während der Systole außerdem ein externer Druck P ein, der ein zusätzliches, paraboles Geschwindigkeitsprofil erzeugt.
Die physikalische Interpretation der Blutscherung ist in 25 gezeigt, wobei die beiden Geschwindigkeitsverteilungen sich in dem Spalt addieren. (Hinweis: Scherung ist an jeder Oberfläche, nicht im Spalt, am größten). Diese additiven Flüsse ergeben das rechts gezeigte Nettogeschwindigkeitsprofil. Blutscherung v an jeder Oberfläche ist, wie gezeigt, die Steigung des Geschwindigkeitsprofils an den jeweiligen Punkten. v = du (Scherrate Sek–1)/dy Scherbelastung = (μ × Scherrate) dynes/cm2 μ = Blutviskosität 28,6 dynes Sek/cm²
Es ist inzwischen allgemein akzeptiert, dass das Ausmaß der Schädigung von Blutzellen durch Scherung eine Funktion sowohl der Scherrate v als auch der Dauer der Scherung ist. Diese Daten wurden 1985 vom NIH als Veröffentlichung Nr. 85-2185 mit dem Titel „Guidelines for Blood-Material Interactions", veröffentlicht, einem Bericht der NHLBI-Arbeitsgruppe. Die experimentellen Daten zur Verletzung des Blutes wurden in Form von Kurven präsentiert, die die akzeptable Scherbelastung gegen die zeitliche Dauer zeigen. Diese Kurve ist in 25 gezeigt und ist beschrieben als „Die Stelle scherungsbedingter Schädigung zellulärer Elemente im Blut in der Scherbelastung-Expositionszeit-Ebene. Bereiche oberhalb und rechts von jeder Kurve (hohe Belastung - lange Expositionszeiten) würden eine signifikante Zelllyse des jeweiligen Zelltypus erzeugen. Die Kurve für PMN-Leukozyten endet bei der Expositionszeit von einer Sekunde, da die Experimente mit sehr kurzen Zeiträumen noch nicht durchgeführt wurden. Modifiziert nach Bezugsquelle 44."
Offensichtlich gibt es einen Grenzwert der Scherung, unterhalb dessen keine Schädigung roter Blutkörperchen erfolgt. Dieser Grenzwert beträgt etwa 42.900 Sek^–1, was einer Scherbelastung von 1.500 dynes/cm² entspricht. Je nach Dauer der Scherung kann es ab etwa 300 dynes/cm² (8.600 Sek^–1) zu einer traumatischen Verletzung von Leukozyten kommen.
Tabelle 4 in dem nun folgenden Abschnitt H-3 präsentiert die analytisch bestimmte Scherbelastung in dem Lagerspalt und die Dauer für eine beispielhafte Ausführungsform.
3. Erfüllung der Ausführungskriterien der
NIH-Veröffentlichung Nr. 85-2185 zur Ausschaltung von Blutzellschädigung
Werte v der Scherrate gibt es nur an den Wandflächen, an Punkten in der Mitte des Spalts sind diese Null. Der Prozentanteil des Blutes in dem Spalt, der diese Raten erfährt, ist daher gering. Induzierte Scherbelastungen geringen Ausmaßes auf Fremdflächen sind für eine gute Auswaschung höchst wünschenswert (Quelle Dintenfass, L. und Rosenberg, The Influence of the Velocity Gradient on in-vitro Blood Coagulation and Artificial Thrombosis, J. Atherosclerosis Res., Band 5, S. 276–290, 1965).
Tabelle 4 zeigt Scherbelastung und Zeitraum des Einwirkens während der Systole und der Diastole. Diese Koordinaten können nun auf dem Schaubild zur schädigungsbedingten Lyse von Blutzellen der NIH-Veröffentlichung Nr. 85-2185 ausfindig gemacht werden, um zu bestimmen, ob es zu einer etwaigen Schädigung des Blutes kommt.
26 enthält auch einen schraffierten Kasten, der zeigt, wo die Hüllkurve des Arbeitsbereiches der Pumpe liegt, aufgetragen nach Punkten aus Tabelle 4. Die Expositionsdauer liegt zwischen 0,050 bei der Systole und 0,282 Sekunden bei der Diastole, wobei die Scherbelastung zwischen 130 und 469 dynes/cm² liegt. Der Kolben verlangsamt sich und kommt zum Stillstand, wobei die Systolen- und die Diastolenzeit voneinander abgesetzt sind und die Blutzellen in dem Spalt zur Ruhe kommen können. Wie zu sehen ist, befindet sich der schraffierte Kasten deutlich unter der Lysekurve der roten Blutkörperchen und der der Blutplättchen, also kommt es zu wenig oder gar keiner Schädigung. Der Faktor des Maßes an Sicherheit ist daher sehr ausgeprägt.
Es kann wünschenswert sein, in dem Lagerspalt keine zu niedrige Scherbelastung zu haben, damit dessen Oberflächen richtig ausgewaschen werden. Die lineare Lagerbewegung, gekoppelt mit der Drehbewegung und dem Durchfluss durch die Schraubenpumpe unterstützt das Auswaschen des Spalts und das Minimieren der Tendenz zur Bildung von Thrombosen. Seite 77 des NIH-Dokuments, „Günstige Umstände" stellt fest: „Ideale Bedingungen für eine Zirkulation in einem künstlichen Organ sind diejenigen, bei denen Zellaktivität oder destruktive Kräfte minimiert sind, der Blutfluss jedoch erhalten bleibt. Blutverdünnung verringert sowohl den Hämatokrit als auch den Plasmaproteinspiegel. Dies verringert wirkungsvoll die Häufigkeit der Zellkollision und die Aggregation roter Blutkörperchen. Optimalerweise sollte die Scherrate so hoch sein, dass sie schwachen Aggregaten disaggregierende Kräfte entgegensetzt und schwach anhaftende Zellen von einer Wand entfernt, andererseits jedoch nicht so hoch sein, dass sie eine deutliche Hämolyse oder eine wesentliche sublytische Schädigung des Blutes oder von Endothelialzellen hervorruft." Die durch die lineare Bewegung induzierte Scherung sowohl während des Systolenabschnitts als auch während des Diastolenabschnitts des Zyklus induzierte einen niedrigen Scherbelastungswert von 130 bei 3 l/min, der sich auf bis zu 460 bei 10 l/min erhöht, wie in der vorhergehenden Tabelle gezeigt ist. Die Lagerbewegung und das Auswaschen der Pumpe garantieren so eine „Verdünnung", und ein Scherbelastungswert von mindestens 130 dynes/cm² bietet „disaggregierende Kräfte". Der höchste Scherbelastungswert von 460 ist dennoch weit unter jedem Schädigungsgrenzwert (um einen Faktor von mindestens 5).
Es muss nur noch ein letzter Scherbelastungszeitfaktor berücksichtigt werden und dies ist die Scherbelastung, die durch die Umdrehung des Lagers mit 72 Umdrehungen pro Minute induziert wird. Wie zu Beginn dieser Berechnungen festgestellt, beträgt die Oberflächengeschwindigkeit durch Rotation 0,1473 m/Sek (5,8 Zoll/Sek). Mithilfe dieses Wertes wird die Scherrate im Spalt auf 3.860 Sek^– ¹ berechnet, was einer Scherbelastung von nur 135 dynes/cm² entspricht. Noch einmal Bezug nehmend auf das NIH-Lysediagramm in 26 sehen wir, dass dieser Punkt deutlich unter die Kurve für die roten Blutkörperchen fällt, wenn die Zeit gleich unendlich gesetzt wird, wobei der kritische Wert bei etwa 2.000 dynes/cm² liegt. Was Blutplättchen betrifft, wissen wir, dass der Durchfluss durch die Schraubenpumpe (siehe Abschnitt I) das Lager in 3 Sekunden mit frischem Blut ausspült. Am 3-Sekunden-Punkt der Abszisse wird ein kritischer Scherbelastungswert von 350 dynes/cm² abgelesen.
Die durch die Drehbewegung induzierte Scherbelastung von 135 dynes/cm² liegt 250% unterhalb dieses Grenzwertes, daher wird auch so gut wie keine Schädigung der Blutplättchen erwartet.
Schlussfolgerung: Alle wissenschaftlichen Daten lassen den Schluss zu, dass das Zapfenlager wie geplant dauerhaft funktioniert, ohne dass eine wesentliche Hämolyse oder eine Schädigung von Blutplättchen auftritt. Die Emboliegefahr wird ebenfalls minimiert, indem geringe und wünschenswerte Scherbelastungen der Lageroberflächen induziert werden, welche aus poliertem Biolite Carbon bestehen und bereits gegen Thrombose resistent sind. Zuverlässiges Auswaschen des Lagerspalts durch den durch die Schraubenpumpe geleiteten Fluss (der auch Leckagen am Ende des Lagers ausgleichen muss) gewährleistet zuverlässige „Verdünnung" mit einer kontinuierlichen Neuversorgung mit frischem Blut, was seit Langem als essenziell gilt.
Abschnitt I -Lineares Kolbenlager für die LVAD
Als eine Alternative zum Erzeugen eines Tragefilmes von Blut für den Kolben kraft seiner Umdrehung kann der Kolben mithilfe eines linearen, hydrodynamischen Kolbenlagers sowohl radial, als auch was die Drehung betrifft, getragen werden. Ein ähnliches lineares Tragelager ist in der US-Patentschrift 5,360,445 offenbart, das jedoch Öl als die Flüssigkeit verwendete. Bei Verwendung von Blut bestehen weitere Maßgaben an die Konzeption, wie beispielsweise die Verwendung akzeptabler Scherraten und einer akzeptablen Belastungsdauer sowie das Ausspülen der Lagerspalte. Diese Maßgaben werden erfüllt, indem der hydrodynamische Pumpeneffekt zum Auswaschen des Lagers eingesetzt wird. Bedingt durch diesen hydrodynamischen Pumpeneffekt braucht eine Schraubenpumpe das Lager nicht mit Druck zu versorgen.
Die Linearbewegung des Kolbens erzeugt seine eigene axiale Druckverteilung in dem Lager. Wird der Kolben von der Mitte aus radial versetzt, ergibt sich ringsum eine ungleiche Druckverteilung und davon ausgehend radial ein Nettolagerdruck. Durch Bereitstellen von mindestens zwei axialen Auflagern zum Druckaufbau 42a in einem axialen Abstand wird auch eine Kippsteifigkeit erzeugt. Die in 27 und 28 veranschaulichten Lagergeometrien wurden ausführlich untersucht und sind akzeptable Blutlager für einen LVAD-Kolben. 27 veranschaulicht schematisch eine doppelt oder in zwei Richtungen wirkende Anordnung von Lagerabsätzen bzw. – auflagern 42a. 28 veranschaulicht schematisch einzelne oder in eine Richtung wirkende Lagerabsätze, bzw. -auflager 42b, die nur dann Druck unterstützen, wenn sich der Kolben im Rücksetzungshub nach links bewegt. Beiden Ausführungsformen eigen ist eine vorübergehende Druckbelastbarkeit des Films.
Die Spalte h₀ und h₁ liegen jeweils im Bereich von 25,4 Mikron (0,001 Zoll). Das Verhältnis von h₁/h₀ kann optimiert werden, um die maximale radiale Belastbarkeit für einen ganzen Bereich von radialen Versetzungen des Kolbens zu erhalten. Die scharfen Kanten der Absätze wären in Wirklichkeit abgerundet oder etwa in einem Winkel von 10 Grad eingepasst, um eine Flusstrennung und Turbulenzen zu vermeiden.
Die obigen linearen Lager müssen, was die Belastbarkeit anbelangt, konservativ ausgeführt sein, wobei von der minimalen, erwarteten Blutviskosität ausgegangen wird. Die Belastbarkeit für eine gegebene Geschwindigkeit hängt ab von der Blutviskosität, und die Viskosität kann sich je nach Gesundheitszustand des Patienten verändern. Ein großer Vorteil des rotierenden Zapfenlagers, das in der Offenbarung, auf welche oben Bezug genommen wurde, erörtert wird, ist, dass die Belastbarkeit unabhängig von der Viskosität ist, wenn auf den Kolben ein konstantes Durchschnittsdrehmoment einwirkt. Dieser Vorteil hilft bei der initialen Implantation sehr, bei der Salzlösung mit geringer Viskosität verwendet wird.
Um den Auslassdruck zu verringern, der von der Schraubenviskositätspumpe 34 in der Zapfenlageradaption erforderlich ist, um den Spalt auszuspülen und um die Bildung von Kavitäten innerhalb des Lagers zu eliminieren, kann ein zentraler Absatz 42c bereit gestellt sein, um die Auswaschungslänge effektiv zu verkürzen. Dies ist in 29 gezeigt. Die Belastbarkeit eines Lagers mit zentralem Absatz ist jedoch geringer als die eines Lagers ohne Absatz.
Dieser Zentralspalt 42c erzeugt keine axialen Lagereffekte. Die Verwendung der Lagergeometrien in 27 und 28 erzeugt jedoch einen linearen axialen Lagereffekt, obwohl der Kolben 26 gedreht wird. Der Absatz erhöht h₁ und verringert wirksam die Länge des Kolbens, so dass weniger Schraubenpumpendruck erforderlich ist und eine kürzere Schraubenpumpe eingesetzt werden kann. Wird die Linearlagerkonfiguration zusammen mit Rotation angewandt, so ist eine Schraubenpumpe 34 noch immer wünschenswert.
Die in 30 gezeigte Pumpe 34 befindet sich Idealerweise an einem Ende des Kolbens 25 neben der Stelle ihres hohen Auslassdrucks während des Zyklus (systolischer Druck). Auf diese Weise verläuft der systolische Druckfluss durch das Lager in dieselbe Richtung wie die Schraubenpumpendurchflussrate, um den Effekt zu steigern. Dies gilt auch für die zweifach wirkende Lagergeometrie 42a, bei der durch die axiale Bewegung kein Nettofluss durch das Lager stattfindet, obgleich die Geschwindigkeiten in jeder Richtung unterschiedlich sein können.
Im einfach wirkenden Lager 42b findet der Fluss im Spalt durch die Axialbewegung von rechts nach links relativ zu dem Kolben statt, der sich nach rechts bewegt. Die Schraubenpumpe 34 würde sich dann auf der rechten Seite des Lagers befinden, um diesen Fluss zu erhöhen. Idealerweise läge der systolische Druck auf der rechten Seite, um diesen Fluss zu erhöhen.
Die 30-32 veranschaulichen die Schraubenpumpe 34 in näheren Einzelheiten, die Mittel bereit stellt, die am Zapfenlagerspalt 30 angeordnet sind, um einen Teil des Blutes 12 von dem Gehäusebohrloch 22a in den Kolbenspalt 30 zu pumpen, um Leckagen im Spalt 30 an entgegen gesetzten Enden des Kolbens 26 entgegenzuwirken und auszugleichen. Die Schraubenpumpe 34 enthält eine Vielzahl von ringsum voneinander beabstandeten Schraubengewinden 34a mit entsprechenden Schraubenvertiefungen 34b dazwischen, um das Blut hindurch zu leiten. Die Schraubenpumpe 34 enthält vorzugsweise eine ringförmige Vertiefung, die einen Verteiler 34c definiert, welcher in Durchflussverbindung mit den Schraubenvertiefungen 34b angeordnet ist, um das Blut daraus zu sammeln, um das Blut einheitlich rings um den Kolbenspalt 30 und dann über den Kolbenzapfen oder Oberfläche 26d zu verteilen. In der bevorzugten Ausführungsform enthält der Kolbenspalt 30 einen Lagerabschnitt 30a am Gehäuseeinlassende und einen Pumpenabschnitt 30b am Gehäuseauslassende. Der Pumpenspalt 30b ist vorzugsweise kleiner als der Lagerspalt 30a, um die Schraubenpumpenleckagen von dem Verteiler 34c zu verringern.
Da der Kolben 26 veranlasst wird, in Art einer rechtshändigen Schraube zu drehen, wie in 30 gezeigt, leiten und pumpen die Schraubengewinde 34a das Blut in den Verteiler 34c, der in einer geeigneten Position zwischen den gegenüber liegenden Enden des Kolbens 26 angeordnet ist. Da die Pumpe 10 je nach der Ausrichtung der Person, in die die Pumpe eingepflanzt ist, unterschiedliche Ausrichtungen relativ zu der Schwerkraft annimmt, stellt der Verteiler 34c sicher, dass in der gesamten Umgebung rings um den Kolben 26 ein einheitlicher Blutdruck vorliegt, unabhängig von seiner Ausrichtung in Bezug auf die Schwerkraft. Außerdem profitiert der Druck des Blutes innerhalb des Verteilers 34c von dem Vorteil eines kombinierten Pumpeneffektes der einzelnen Schraubengewinde 34a, welche in den Verteiler 34c münden.
Obgleich die Schraubenpumpe 34 sowohl am inneren Umfang des Gehäuses 22 oder am äußeren Umfang des Kolbens 26 angeordnet sein kann, ist die Schraubenpumpe in der bevorzugten Ausführungsform in 30 in einem Abschnitt der Außenfläche gebildet, und definiert das Kolbenlager 26d, und ist dem Kolbenauslass 26c benachbart angeordnet, um zusammen mit der axialen Verschiebung des Kolbens 26 zu arbeiten.
Wie in 31 gezeigt, enthält jede Schraubenvertiefung 34b einen Einlass 34d, angeordnet am hinteren Ende des Kolbens 26, um das Blut 12 von dem Gehäusebohrloch 22a aufzunehmen.
Die Schraubenpumpe 34 befindet sich vorzugsweise an einem Ende des Kolbens 26, um Wechselwirkungen mit dem Belastung tragenden Rest des Kolbenzapfens 26d zu verringern und um die Lager von einem Ende aus in einer Richtung mit frischem Blut auszuwaschen. Der Verteiler 34c für die Vertiefungen vermittelt den Pumpendruck einheitlich an den gesamten Umfang rings um das Lager. Dadurch kann der sich aufbauende Fluss in jeder Winkelausrichtung um das Lager herum in das Lager gelangen. Die Schraubenpumpe 34 drückt Blut unter Druck in das Lager, und daher wird der Flüssigkeitsdruck nicht negativ, und eine Verletzung der Blutzellen durch Unterdruckbedingungen wird ausgeschaltet.
Die Durchflussrate der Schraubenpumpe ist proportional zu der Umdrehungsgeschwindigkeit des Kolbens 26, und auch die Leckagen am Ende des Lagers sind dazu proportional. Entsprechend pumpt die Pumpe automatisch mehr, wenn sich die Geschwindigkeit erhöht. Die Schraubenpumpe gleicht daher Veränderungen der Geschwindigkeit automatisch aus. In dem Fall, wenn ein konstantes Drehmoment auf den Kolben 26 einwirkt, beschleunigt sich der Kolben, wenn die Viskosität abnimmt. Die zusätzliche Geschwindigkeit pumpt mehr Flüssigkeit, und die Durchflussrate durch das Lager gleicht auch Veränderungen der Viskosität aus.
Die Schraubenpumpe 34 gewährleistet daher aufgrund der Rotation des Kolbens 26, dass sich das Lager selbst unter Druck setzt, um die Leckagen am Ende des Lagers auszugleichen. Außerdem wäscht die Schraubenpumpe 34 den Kolbenspalt 30 mit frischem Blut aus und dient der Kühlung durch Hitzeübertragung.
Die Analyse deutet an, dass die optimale Zahl von Schraubengewindegängen in dieser Ausführungskonfiguration etwa bei vier liegt, wobei ein vollständiger Gang 360° beträgt. Es werden daher in der bevorzugten Ausführungsform nur vier Schraubengewindegänge 34a und -vertiefungen 34b mit je einem Gang verwendet, die sich gleichwinklig ringsum voneinander beabstandet befinden.
In einer bevorzugten Ausführungsform haben die Schraubengewindegänge 34a einen Helixwinkel von ca. 11°, wobei die Tiefe D_g der Schraubenvertiefungen 34b beispielsweise etwa 0,127 mm (5 mils) beträgt, wie in 32 gezeigt. Die seitliche Breite Wg jeder Schraubenvertiefung 34b beträgt in der bevorzugten Ausführungsform ca. 3,175 mm (125 mils). Der Verteiler 34c hat beispielsweise eine Breite von ca. 1,524 mm (60 mils) und eine Tiefe von 0,2032 mm (8 mils).
Wie in 32 gezeigt, sind die Schraubengewindegänge 34a definiert durch Seitenwände 34e, die sich radial einwärts von dem Zapfen 26d erstrecken, die eine glatte Rückenfläche für die entsprechenden Vertiefungen 34f definieren. Die Seitenwände 34e sind vorzugsweise schräg, bzw. konisch zulaufend und axial benachbart zu den Zapfenrückenfhächen 26d, um die Durchflusstrennung des Blutes zu minimieren, wenn es in die und aus den Schraubenvertiefungen 34b fließt. Dieser Fluss stammt hauptsächlich aus der axialen Verschiebung des Kolbens 26 und im Speziellen von dem Blutdruck in dem Verteiler 34c. Die konische Form der Seitenwände 34e in der Nähe des Zapfens 26d beträgt weniger als ca. 10°, um die Durchflusstrennung auszuschalten, und beträgt in einer bevorzugten Ausführungsform ca. 7°, um Beschleunigung und Verlangsamung des Blutflusses in und aus den Schraubenvertiefungen 34b und über die Schraubengewindegänge 34a zu begrenzen, um die Möglichkeit einer Schädigung des Blutes zu minimieren.
In einer beispielhaften Ausführungsform verläuft die Konusform der Seitenwände über eine Konusbreite W_t von ca. 0,254 mm (10 mils), was etwa doppelt so groß ist wie die radiale Tiefe D_g der Schraubenvertiefungen 34b, die etwa 0,127 mm (5 mils) beträgt. In dieser beispielhaften Ausführungsform füllt frisches Blut den Kolbenspalt 30 etwa alle drei Sekunden bzw. alle 18 Pumpenzyklen auf.
Abschnitt J - LVAD-Steueruressystem
Einführung
Die elektronische Steuerung in der Steuerungseinheit 16 für die elektromechanische LVAD-Kolbenpumpe 10 mit Direktantrieb enthält 5 Elemente oder Module für: Umdrehungssteuerung 16a, Strom(Kraft-)-Steuerung 16b, Positionssteuerung 16c, Trajektorienerzeugung 16d und kardiale Ausstoßsteuerung 16e. Vier dieser fünf Ebenen können von einem einzelnen Mikroprozessor ausgeführt werden und die fünfte von einem gesonderten Mikroprozessor. Eine solche Organisation erlaubt die Aufgliederung des Vorgangs in einfache modulare Funktionen, von denen jede auf vorhandene und bewährte Techniken zurückgreift, und in denen Fehler leichter gesucht und behoben und die leichter überarbeitet werden können, als ein einzelner, komplexerer Prozess. Alle Steuerungscodes können in einer übertragbaren Sprache geschrieben sein (z. B. „C" oder „C++" ). Im Gegensatz zu Programmen, die mit Assemblersprachen geschrieben sind und die früher häufig verwendet wurden, erlaubt die Verwendung einer höheren, übertragbaren Sprache die Anwendung des gleichen Quellcodes auf eine Vielzahl von ungleichen Mikroprozessorarchitekturen, einschließlich zukünftiger Mikroprozessorausführungen.
a. Umdrehungssteuerung
Der Zweck des Umdrehungsmoduls 16a ist es, eine kontinuierliche Drehung des Pumpenkolbens 26 zu bewirken. Eine solche Umdrehung liefert den in dem Lager erzeugten Tragedruck, damit ein Film von Blut in dem Flüssigkeitsspalt 30 des hydrodynamischen Lagers aufrecht erhalten wird. (Dieser Pumpenfluss im Lager sollte nicht mit dem kardialen Ausstoß verwechselt werden, welcher um Größenordnungen höher ist). Obgleich die zur Aufrechterhaltung des Flüssigkeitsfilms erforderliche Durchflussrate winzig ist, ist sie dennoch wichtig, um eine Abnutzung aufgrund des Reibungskontaktes zwischen dem Kolben 26 und dem Gehäuse 22 zu verhindern. Das Lager ist so konzipiert, dass eine kontinuierliche Rotation des Kolbens 26 von etwa 72 Umdrehungen pro Minute die erforderliche Lagerpumpwirkung bereit stellt. Es sollte angemerkt werden, dass über die erhöhte Rotationsrate des Kolbens automatisch mehr Flüssigkeit zu den hydrodynamischen Lagern gepumpt wird, sollte die Viskosität des Blutes geringer sein.
In einer einfachen Umsetzung könnte die Umdrehungssteuerung des Kolbens 26 durch eine reine Stromquelle für. die Umdrehungsspulen 36b oder 40a ausgeübt werden. Bei einem konstanten Strom würde auf den Kolben ein konstantes Drehmoment einwirken. Bei einem konstanten Drehmoment würde die Rotationsrate des Kolbens im Gleichgewichtszustand den Reibungswiderstand des Blutfilms ausgleichen. Sollte sich die Blutviskosität verändern, würde sich auch die entsprechende Rotationsrate des Kolbens ändern (umgekehrt proportional). Dieser Effekt ist ein natürlicher Rückkopplungseffekt und liefert die erforderliche Umdrehungskompensation. Ist beispielsweise bei Blut mit geringerer Viskosität ein erhöhtes Pumpen des Films erforderlich, würde die geringere Viskosität zu einer höheren Umdrehungsrate führen und damit die erforderliche, erhöhte Pumprate ergeben. Es ist nicht notwendig, dass die Umdrehungsrate des Kolbens geregelt wird. Diese natürliche Rückkopplung reicht daher aus, um den erforderlichen Flüssigkeitsfilm in dem hydrodynamischen Lager zu erhalten. Dies ist ausführlich in Abschnitt G erläutert.
Die Anzahl der Umdrehungen der Rotationsspule 40a ist so gewählt, dass der Treiber nur einen ständigen Strom von 0,14 Ampere bei einem Sollenergieverbrauch von 58 mW liefern muss. Dieser Strom würde von den Batterien 18 über einen pulsbreitenmodulierten (PWM) Schaltkreis geliefert, mit induktiver Stromglättung und Stromrückkopplung. Ein solcher Umschaltungsschaltkreis ist inzwischen Praxisstandard, da pulsbreitenmodulierte Ausführungen kleine Packungsdichte, hohe Zuverlässigkeit und hohe Effizienz bieten. Angesichts der natürlichen viskositätskompensierenden Rückkopplung in einer reinen Stromquellensteuerungsausführung ist es nicht notwendig, einen Mikroprozessorcode für die Umdrehungssteuerung auszuarbeiten. Die Elektronik für diese Funktion kann vollständig aus der Steuerungseinheit des kardialen Ausstoßes 16e isoliert werden.
b. Steuerung der Kolbenkraft
Auf der innersten Ebene der Steuerung des kardialen Ausstoßes muss der Kolbenschub willkürlich gesteuert werden können. Bei dem radial magnetisierten Kolben ist die elektromagnetische Kraft Idealerweise proportional zu dem Spulenstrom. Eine Verbesserung der Effizienz wird durch die drei einzelnen Antriebsspulen 28a zur selektiven Aktivierung während des Hubs des Kolbens 26 gewährleistet. In dieser Ausführung sind nur „aktive" Spulenwicklungen angesteuert, was die volle Ausstoßkraft bei verringerten Spulewiderstandsverlusten gewährleistet. Um diesen Vorteil zu nutzen, ist es jedoch erforderlich, sinnvoll auszuwählen, welche Spulen zu welchem Zeitpunkt angesteuert werden. Obgleich dieser Ansatz komplex erscheinen mag, handelt es sich dabei um eine in der Tat übliche Vorgehensweise bei der Motorsteuerung. Alle bürstenlosen DC-Motoren nutzen diese Technik in der Rotationsform, wobei eine von drei Spulen als Funktion des detektierten Rotorwinkels angeregt (elektronisch kommutiert) wird. Dieses Schema wird auch in weniger gebräuchlichen, aber kommerziell erhältlichen 3-phasigen linearen Induktionsmotoren genutzt.
Die vorliegende Umsetzung entspricht bewährter Industriepraxis. Auswahl der aktiven Spulen zu einem beliebigen Zeitpunkt (jede zu steuernde Auswahl) wäre entsprechend der festgestellten Position des Kolbens indiziert. Stromsteuerung der gewählten Antriebsspule (oder Spulen) 28a kann durch einen PWM-Stromverstärker mit analoger Stromrückmeldung und induktiver Stromglättung erfolgen. PWM-Verstärker werden aus dem gleichen Grund als Umdrehungsantrieb ausgewählt: Hohe Effizienz, hohe Zuverlässigkeit und Kompaktheit. Eine Proportionierung des Stroms in der aktiven Spule ergibt einen um 33% verringerten Energieverbrauch, wie in Abschnitt C erörtert ist.
c. Steuerung des Trajektorienverlaufs
(Legende der Abkürzungen: gew = gewünscht; wgn = wahrgenommen; bf = Befehl; sys = Systole; dias = Diastole)
Mit einer Funktion, die Kolbenkräfte auf Befehl ausübt, ist die Steuerung des Trajektorienverlaufs in dem Positionsmodul 16c ziemlich einfach. Es kann eine standardmäßige proportional-und-differential (P-D) Proportional/Differential-Regelschleife angewandt werden, die folgende Form hat: Fbf = Kp(xgew – xwgn) + Kv(vgew – Vwgn) + magew
Hier ist Fbf der Wert, der an das untergeordnete Kraftmodul übertragen werden würde. F_bf wird ausgehend von einer gewünschten Position x_gew und einer gewünschten Geschwindigkeit V_gew relativ zu der tatsächlich wahrgenommenen Position x_wgn und der tatsächlich wahrgenommenen Geschwindigkeit v_wgn berechnet. Unter Bedingungen einer schnellen Beschleunigung verbessert der Vorwärtsterm bei der gewünschten Beschleunigung a_gew die Verfolgung noch mehr, obwohl dieser Term eine optionale Verfeinerung darstellt. Der Positionsverstärkung K_P und die Geschwindigkeitsverstärkung K_v liefern die erforderliche Rückmeldung, um durchzusetzen, dass der Kolben den Befehlen hinsichtlich der gewünschten Position und Geschwindigkeit folgt. In der Praxis würde die „erfasste" Geschwindigkeit aus der numerischen Differenzierung aufeinander folgender Positionsdaten abgeleitet. Die Positionen x_wgn würden von dem Kolbenversetzungssensor gelesen werden. Die gesamte Steuerungsschleife würde ihre Berechnung von Fbf bei einer Rate von ca. 1 kHz wiederholen. Eine solche Steuerung ist einfach zusammenzustellen und ist ein Praxisstandard bei bewährten Ausrüstungen, wie z. B. Rechnerperipheriegeräten, Robotern und Maschinenwerkzeugen. Die Konstruktion dieser Ebene geht allerdings von dem Vorhandensein eines Trajektorienbefehls aus (x_gew, v_gew und a_gew) , der in einer höheren Ebene erzeugt werden muss, wie als Nächstes erläutert ist.
d. Erzeugung eines Trajektorienbefehls
Die Spezifikation von x_gew, v_gew und a_gew für die Steuereinheit zur Trajektorienverfolgung auf einer unteren Ebene ist eine einfache algebraische Berechnung im Trajektorienmodul 16d. Sie kann als eine von mehreren Aufgaben, die auf einen einzigen, billigen Mikroprozessor laufen, bei Aktualisierungsraten über 1 kHz ausgeführt werden. Die bestimmte, für die Kolbensteuerung ausgewählte Trajektorie ist hinsichtlich der Pumpeneffizienz optimiert. Diese Trajektorie ist in 34 und 35 gezeigt. 34 veranschaulicht die Kolbengeschwindigkeit, und 35 veranschaulicht die Kolbenposition während eines vollständigen Zyklus vom Ausstoflhub zum Rücksetzungshub. Die allgemeine Form der Trajektorie ist bekannt als ein „trapezförmiges Geschwindigkeitsprofil" - eine Kurve, die aufgrund ihrer wünschenswerten dynamischen Eigenschaften und der Einfachheit ihrer Berechnung im Bereich der Maschinensteuerung überall vorkommt. In 34 und 35 ist die Kurve ausgehend vom Geschwindigkeitspunkt Null auf der äußersten linken (atrialen) Seite der Pumpe veranschaulicht. Die gewünschte Trajektorie baut dann mit einer konstanten Rate (konstante Beschleunigung) für die Dauer des Zeitraums T₁ die Geschwindigkeit auf, bis sie die Spitzengeschwindigkeit V_sys,peak erreicht. Die gewünschte Beschleunigung B_gew während dieses Zeitraums ist V_sys,peak/T₁. Hat der Kolben seine Zielspitzengeschwindigkeit erreicht, ist die Effizienz des Motors optimal. Der Kolben fährt dann fort, sich über die Dauer des Zeitraums T_Z mit einer konstanten Geschwindigkeit zu bewegen. Kurz vor dem Ende des Hubs verlangsamt sich der Kolben für die Dauer des Zeitraums T₃ auf die Geschwindigkeit Null, während er die Hubgrenze erreicht. Der Rücksetzungshub (Diastole) folgt einem ähnlichen Profil, Beschleunigung auf (negative) Geschwindigkeit V_dias,peak über die Zeit T, Fortfahren bei negativer Geschwindigkeit V_dias,peak für die Dauer des Zeitraums T₅ und schließlich Verlangsamung für die Dauer des Zeitraums T₆ auf Geschwindigkeit Null, während der Kolben auf die Ausgangsposition (links oder atrial) zurückkehrt.
Bei jedem Segment der Trajektorie folgen die Positions- und Geschwindigkeitsbefehle als einfache Funktionen der gewählten Zeitkonstanten T₁ bis T₆ und der gewählten Spitzengeschwindigkeiten. Diese Zeitkonstanten können jedoch nicht beliebig gewählt werden, da hier eine integrale Maßgabe in Bezug auf die Nettoversetzung vorliegt. In unserer bevorzugten Lösung ist V_sys,peak auf die Geschwindigkeit der Spitzeneffizienz des Motors, 0,4572 m/Sek. (18 Zoll/Sek.) eingestellt. Des Weiteren ist die Dauer der Beschleunigung und der Verlangsamung jeweils gewählt, um nur 20% der systolischen Hubdauer zu verbrauchen. Als ein Ergebnis wählen wir T₁ = 5,5 Millisekunden, T₂ = 44 Millisekunden und T₃ = 5,5 Millisekunden. Um den Geschwindigkeitsmaßgaben zu entsprechen, beträgt die Steigung des trapezförmigen Geschwindigkeitsprofils (d. h. die Beschleunigung) ungefähr 83,82 m/Sek.² (3.300 Zoll/Sek.²). Mit diesen Parametern werden fast 90% des systolischen Hubs mit der Geschwindigkeit der Spitzeneffizienz durchgeführt.
Da der Rücksetzungshub nur minimale Energie benötigt, ist es nicht wichtig, seine Rückkehrgeschwindigkeit zu optimieren. Die Zeiten T₄, T₅ und T₆ können daher variiert werden, um eine variable Schlagfrequenz der Pumpe zu ermöglichen. So ergäbe sich z. B. bei gegebenen 55 Millisekunden für den Pumpenhub und 105 Millisekunden für die Rücksetzung eine Schlagfrequenz von 6,25 Hz oder 375 Schlägen pro Minute. Bei einem Nettoausstoß von 16 ml pro Schlag (unter Miteinbeziehung des berechneten Rückflusses), wäre der entsprechende kardiäle Ausstoß 6 Liter pro Minute. Müsste sich die Rücksetzungsdauer erhöhen, um der systolischen Schlagzeit von 55 Millisekunden zu entsprechen, würde sich die entsprechende Schlagfrequenz auf 545 Schläge pro Minute erhöhen, das entspräche einem kardialen Nettoausstoß von 8,7 l/min. Durch weitere Erhöhung der Schlagfrequenz auf bis zu 600 Schläge pro Minute können in dieser Ausführung fast 10 l/min erreicht werden. Die größere Pumpe benötigt weniger Schläge pro Minute.
Kurz gesagt, beruft sich die Ebene des Trajektorienerzeugers auf die algebraischen Regeln für jedes der sechs Trajektoriensegmente, die den Maßgaben zur Geschwindigkeit und Hublänge unterworfen sind. Das Ergebnis ist eine kontinuierliche Neuberechnung von X_erw, V_erw, und B_erw, welche als Trajektorienbefehle an die untergeordnete Steuerungseinheit zur Verfolgung der Trajektorien weiter gegeben wird.
Die Festlegung von T₁ bis T₆ erfordert die zusätzliche Spezifikation eines gewünschten kardialen Nettoausstoßes. Diese Spezifikation kommt von der letzten, höchsten Ebene, wie als Nächstes beschrieben ist.
e. Möglichkeiten der physiologischen Steuerung
Die höchste Steuerungsebene besteht aus dem kardialen Ausstoßregler bzw. -modul 16e. Dieses Ebene spezifiziert die gewünschte Nettodurchflussrate oder, äquivalenterweise, die gewünschte Schlagfrequenz der Pumpe. Sind solche Spezifikationen gegeben, sind die niedrigeren Steuerungsebenen in der Lage, all die Aktionen auszuführen, die zum Erreichen des Zielausstoßes erforderlich sind.
Die Regulierung des kardialen Ausstoßes sollte sich nach den physiologischen Maßgaben richten. Die Festlegung der physiologischen Maßgabe muss indirekt erfolgen. Nachfolgend sind vier machbare Verfahren beschrieben.
1. Steuerung des natürlichen Schrittmachers
Arbeitet das Regulationssystem des Patienten korrekt, dann könnte die Zieldurchflussrate als festes Verhältnis zwischen dem Signal des natürlichen Schrittmachers und der Schlagfrequenz der LVAD spezifiziert werden. Die natürliche Schlagfrequenz könnte mit einem geeigneten EKG-Monitor 16 gemessen werden, um das EKG-Signal des natürlichen Herzens zu detektieren. In diesem Modus würde sich die LVAD als Reaktion auf die Frequenz des natürlichen Herzens automatisch beschleunigen. Da alle Rückmeldesysteme des Körpers funktional wären, könnte den physiologischen Maßgaben entsprochen werden.
Da das Schlagvolumen der LVAD etwa einem Viertel des Schlagvolumens des natürlichen Herzens entspricht, würden für jeden Herzschlag des natürlichen Herzens nominal 4 Pumpenzyklen verwendet werden. Eine Pumpengröße könnte die Durchflussmaßgaben von Erwachsenen mit unterschiedlicher Größe überbrücken. Bei großen Individuen würde ein Verhältnis von etwas mehr als 4 zu 1 angewandt werden. Bei kleineren Individuen würde ein Verhältnis von proportional weniger als 4 zu 1 eingesetzt werden. Dieses Verhältnis, genannt Herzsynchronisationsverhältnis HSR, sollte der Größe des Empfängers angepasst werden.
Dies kann erreicht werden, ohne dass die Abgeschlossenheit des Gehäuses der Elektronik, welche in einem Modul aus Titan eingeschlossen ist, verletzt wird. Es kann eine einfache, digitale Telemetrieverbindung zu der Mikroprozessorsteuerungseinheit verwendet werden (nicht gezeigt). Das HSR kann in kleinen Schritten digital erhöht oder verringert werden, bis der gewünschte diastolische Druck erreicht ist. Der diastolische Druck kann zum Zeitpünkt der Einpflanzung mithilfe einer standardmäßigen Blutdruckarmmanschette verifiziert werden. Dieselbe Druckinformation ist direkt von der Pumpe über deren Telemetrieverbindung erhältlich. Dies liefert ein geeignetes Mittel, um den mittleren Blutdruck des Patienten, falls nötig, lebenslang einzustellen, sei es, um arteriosklerotische Ansammlungen oder andere Faktoren zu kompensieren.
In vielen Fällen jedoch erzeugen Patienten, die eine LVAD brauchen, keine geeigneten, zuverlässigen Schrittmachersignale. In solchen Fällen müssen alternative Mittel zur Regulierung des kardialen Ausstoßes angewandt werden. Drei solche Möglichkeiten sind nachfolgend beschrieben.
2. Aus der Pumpenarbeit gefolgerte Maßgaben
Gebrauch des Kolbens als Messwandler des systolischen Drucks. Die von dem Linearmotor 28 erzeugte Kraft ist direkt proportional zum Motorstrom. Da die Kraft auf den Kolben, wenn sie nicht beschleunigend ist, direkt proportional ist zum dem Differenzialdruck über den Kolben, ist der Differenzialdruck direkt proportional zum Strom. Der Kolben gleitet praktisch reibungsfrei auf seinem hydrodynamischen Lager, daher liegt keine Reibung vor, um die Genauigkeit zu vermindern, die man erhalten kann, wenn der Kolben als ein Messwandler verwendet wird.
Der Aortadruck beträgt typischerweise 120 mm Hg, wohingegen der Fülldruck der Pumpe viel geringer ist. Der gemessene Differenzialdruck entspricht daher fast dem Pumpenausstoßdruck. Es kann ein konstanter Berichtigungsfaktor für den Pumpenfülldruck verwendet werden, um, falls gewünscht, einen berichtigten, genaueren Wert des Ausstoßdrucks zu erhalten. Ist jedoch einmal ein Sollwert für die physiologische Steuerungseinheit eingerichtet, ist dies nicht mehr erforderlich.
Der Kolbendifferenzialdruck ist unabhängig von Veränderungen des Umgebungsdrucks. Der Blutdruck im Körper variiert direkt je nach Veränderungen des Umgebungsdrucks und dies beeinflusst gleichermaßen Eingangs- und Ausgangsdruck in der Pumpe. Mit anderen Worten ist der Kolben ein Messwandler für den Differenzialdruck und reagiert nicht auf den absoluten Druck. Das ist genau das, was wir wollen, so dass eine Überwachung des Umgebungsdrucks nicht erforderlich ist und die LVAD hermetisch eingeschlossen werden kann.
Der Motorstrom liefert ein unmittelbares bzw. Echtzeit-Aortadrucksignal. Dies wird zusammen mit den folgenden beiden physiologischen Steuerungsmöglichkeiten verwendet, nämlich der geleisteten Zyklusarbeit oder dem Erhalt eines mittleren systolischen Drucks.
Eine einfache Steuerungsmöglichkeit besteht darin, Durchflussmaßgaben aus der von der LVAD pro Schlag geleisteten Arbeit abzuleiten. Da die Kolbengeschwindigkeit reguliert wird, ist die geleistete Arbeit proportional zu dem Strom, der von der Verfolgungs-Steuerungseinheit angewendet wird. Der Kolben wirkt wie ein integrierter Druckwandler, wo der Strom proportional ist zum systolischen Druck bzw. Aortadruck. Verringert sich die Arbeit pro Schlag, hat sich der periphere Widerstand des Körpers verringert, was eine physiologische Reaktion auf den Bedarf für eine höhere Durchflussrate ist. Wird weniger Arbeit pro Schlag entdeckt, sollte sich die Schlagfrequenz erhöhen, bis die Zielarbeit pro Schlag erreicht ist (je nach minimaler und maximaler Durchflussrate). Die Schlagfrequenz f würde eingestellt durch:
Mit diesem Schema würde der Schlagfrequenzbefehl bei Iteration i + 1, f₁ + 1, relativ zu der vorherigen Schlagfrequenz f₁ proportional zu der Zielarbeit pro Schlag, W_soll und der gemessenen tatsächlichen Arbeit pro Schlag, W_ist, eingestellt werden. Die Konstante „a" stellt die Geschwindigkeit der Reaktion ein, welche so eingestellt werden kann, dass sie eine natürliche Reaktion nachahmt. Die Arbeit pro Zyklus wird erhalten als der integrierte Wert der zeitlichen Veränderung des Motorstroms. Dieses Verfahren hängt nicht von Veränderungen der Höhe oder anderen Einflüssen auf den Umgebungsdruck ab. Als Ergebnis des obigen Ansatzes würde der mittlere Aortadruck so gesteuert werden, dass er ungefähr konstant ist. Es wird darauf hingewiesen, dass diese Steuerungseinheit jedoch keinen zusätzlichen Drucksensor benötigt. Vielmehr ist der Motorstrom (der proportional zur Kolbenkraft ist) proportional zum Druck, da die Kolbenreibung vernachlässigbar ist.
Die Steuerungseinheit 16 enthält daher Mittel 16f in Form eines geeigneten elektrischen Schaltkreises zum Überwachen des elektrischen Stroms in den Antriebsspulen 28a, um den Differenzialdruck über den Kolben 26 zu bestimmen, welcher dadurch zur Steuerung des Differenzialdrucks in der Pumpe 10 verwendet wird.
3. Regulierung des Differenzialdrucks
In einem alternativen Ansatz kann die Schlagfrequenz angepasst werden, um den mittleren Aortadruck im Vergleich zum atrialen Druck, wie von den Druckfühlern wahrgenommen (nicht gezeigt), zu regulieren. Der Druckanstieg vom Fülldruck bis zum Ausstoßdruck sollte etwa 120 mm Hg betragen. Fällt der Druckabfall unter den Zieldruck P_soll, dann sollte die Schlagfrequenz erhöht werden, um mehr Durchfluss zu gewährleisten, und umgekehrt. Der Algorithmus zum Anpassen der Schlagfrequenz kann folgendermaßen ausgedrückt werden:
Diese Formel ist praktisch identisch mit dem vorherigen Verfahren, außer, dass der Druck indirekt wahrgenommen und nicht aus der Motorarbeit abgeleitet wird. Die Verwendung gesonderter Drucksensoren erscheint ohne Vorteil, da sie lästig wären, Drift-Probleme mit sich bringen und zusätzliche Elektronik benötigen. Da der Motorstrom bereits als zuverlässiger integrierter Druckmesswandler vorliegt, wird dies bevorzugt.
4. Regulierung der venösen Sauerstoffsättigung
Schließlich beruht ein bevorzugtes Verfahren zur Steuerung des kardialen Ausstoßes auf der direkten Wahrnehmung des Sauerstoffbedarfs. Mithilfe eines Sensors für die venöse Sauerstoffsättigung (SVO2-Sensor) in der rechten Herzhälfte kann die Schlagfrequenz so eingestellt werden, dass sie einen Zielwert der Blutsättigung aufrecht erhält. Gewöhnlich sollte das Blut in der rechten Herzhälfte zu 60–65% mit Sauerstoff gesättigt sein. Bei einer höheren Sättigung verlangsamt sich das Herz, und bei einer niedrigeren Sättigung sollte sich das Herz beschleunigen. Beträgt der Zielwert der Sauerstoffsättigung S_soll, und die wahrgenommene Sauerstoffsättigung beträgt S_ist, kann die Schlagfrequenz gemäß folgender Formel angepasst werden:
Obgleich der SVO2-Sensor das unmittelbarste Maß für den kardialen Bedarf darstellt, würde dieser Sensor zusätzliche Entwicklung erfordern. Die Glasfasersonde selbst eignet sich für die dauerhafte Einpflanzung. Die mit dieser Sonde verbundene Elektronik wurde jedoch nie für den Zweck einer Einpflanzung verkleinert. Obgleich dies machbar ist, würde es zusätzliche Entwicklungsarbeit erfordern.
5. Zusammenfassung der physiologischen Steuerung
Bei jeder der obigen Steuerungsmöglichkeiten wird die Schlagfrequenz relativ langsam angepasst (über einen Zeitraum von mehreren zehn Sekunden), um eine erfasste Messgröße an einen Zielwert anzunähern, sei es die detektierte Herzfrequenz, die Arbeit pro Schlag, der mittlere Aortadruck oder die venöse Sauerstoffsättigung. Nachdem die Zielschlagfrequenz bestimmt wurde, wird diese Frequenz als Argument an den untergeordneten Trajektorienerzeuger 16d weitergegeben, welcher seinerseits über die Kraftsteuerungseinheit 16b der Steuereinheit zur Trajektorienverfolgung 16c Befehle erteilt.
Redundanz: Die LVRD-Pumpe 10 kann, wie zuvor umrissen, einen Mikroprozessor zur Pumpensteuerung verwenden und einen gesonderten Mikroprozessor für Diagnostik und Kommunikation. Ein dritter Mikroprozessor kann eingesetzt werden zur Redundanz von Funktionen des Steuerungssystems.
Schlussfolgerung: Die Steuerung der Herzpumpe 10 kann mithilfe von in der Branche üblichen Standardtechniken erreicht werden.
Dazu gehören: elektronische Kommutation, PWM-Verstärker-Ausführungen, lineare Trajektorienverfolgungssteuerung und Erzeugung trapezförmiger Geschwindigkeitsprofile. Die Steuerung des gewünschten kardialen Ausstoßes muss auf einem physiologischen Indikator beruhen. Es sind vier Kandidaten verfügbar, darunter, falls zuverlässig verfügbar, die Adaption der LVAD-Schlagfrequenz an das EKG-Signal; die mittlere Pumpenarbeit pro Schlag; der mittlere Aortadruck und die venöse Sauerstoffsättigung. Jedes dieser Signale liefert eine Rückkopplung vom Körper an die LVAD, um eine geeignete Durchflussrate einzustellen.
Abschnitt K - Allgemeine Bioverträglichkeit
1. Langfristige Hamo- und Bioverträglichkeit
a. Verwendung optimaler Materialien: Biolite Carbon und Titan
Die mit dem Einsatz von Gummiventrikeln verknüpften Probleme in Bezug auf eine zuverlässige, langfristige Hämokompatibilität wurden in dieser Ausführung ausgeschaltet. Dieses Problem ist in der Pumpe 10 in der vollständig starren Ausführung nicht vorhanden. Sie erlaubt die beste Verwendung dauerhafter, bewährter Materialien, die heute und in absehbarer Zukunft verfügbar sind und sein werden. Mehr kann nicht getan werden, um einen dauerhaften Erfolg sicherzustellen.

1. Überall in der Pumpe 10 auf allen mit Blut in Berührung kommenden Flächen wird Biolite Carbon verwendet. Diese Kohlenstoffart ist isotrop wie Pyrolyt und fast genauso thromboresistent. Was dauerhafte Hämokompatibihität angeht, gibt es derzeit kein besseres Material. Es wird verwendet, um die Titannahtringe in Herzklappenprothesen zu beschichten und bietet in dieser Anwendung stabile, langfristige Hämokompatibilität. Es gibt keinen Grund anzunehmen, dass es in der LVAD langfristig nicht genauso gut arbeiten wird. Der Abschnitt über den Stand der Technik stellt die Vorteile von Biolite ausführlicher vor.
2. Die gesamte Pumpe ist in laserverschweißten, hermetisch eingeschlossenen Titangehäusen verkapselt. Dies ist ein ideales Ausgangsmaterial zur Deposition von Biolite. Bei Deposition auf Titan widersteht Biolite einer Ausdehnung von 5%, ohne zu reißen. Bei Verwendung auf flexiblen Polymermaterialien können in Biolite-Beschichtungen kleine Mikrorisse erscheinen. Dies wird auf den starren Titanoberflächen der LVAD nicht geschehen; wenn doch, ist die zuverlässigkeit der Beschichtung bezüglich der Hämokompatibilität nicht beeinträchtigt.

Titan ist in Blut hoch korrosionsresistent und wird nicht abgebaut, selbst wenn es mit Blut in Berührung kommt. Titan gewährleistet außerdem eine Stabilität der Abmessungen, die für die Oberflächen des Kolbens und des Pumpenbohrlochs erforderlich sind. Dies wurde in der Gefrierkühlschrankanwendung von Phillips bewiesen, deren Oberflächen Drücke über 15,47 kg/cm² (220 psi) aushielten. Es wird hier erwähnt, da Lagerflächen in der LVAD, die von ihren Abmessungen her stabil sind, eine einheitliche Spaltgröße sicherstellen, was die hämodynamische Zuverlässigkeit des Lagers aufrecht erhält.
b. Sicherstellen optionaler hämodynamischer Bedingungen
Verwendung der besten, erhältlichen, hämokompatiblen Materialien ist, wie oben erwähnt, ein großer Schritt in Richtung der Gewährleistung einer zuverlässigen, langfristigen Hämokompatibilität. Die lange Zeit mit der Verwendung von Gummiventrikeln und anderen, nicht optimalen Materialien verknüpften Probleme in Bezug auf Thrombogenität, Kalzifizierung und andere. chemische Probleme sind in der vorliegenden Ausführung nicht mehr vorhanden.
Nun muss noch der anderen Seite der Gleichung entsprochen werden, um das langfristige Ziel zu erreichen: Die hämodynamischen Betriebsbedingungen innerhalb der Pumpe müssen so sein, dass Blutzellen nicht übermäßig geschädigt werden, und sie sollten einer Aggretation entgegenwirken, um Thrombogenese zu minimieren. Korrekte hämodynamische Leistung war eine der wichtigsten Maßgaben bei der Konzipierung dieses Lagers. Dies ist in den folgenden Punkten kurz zusammengefasst.

1. Die Blutscherbelastung in dem Lagerspalt 30 liegt deutlich unter den Lysewerten für rote Blutkörperchen und Blutplättchen, wie ausgeführt in der NIH-Veröffentlichung „Guidelines for Blood-Material-Interactions" (Veröffentlichungs-Nr. 85-2185). Dies wird erreicht, indem ein großer Zapfenlagerspalt und eine begrenzte Kolbengeschwindigkeit verwendet werden, um geringe Scherraten sicherzustellen.
2. Der Kolbenspalt 30 wird mithilfe einer Schraubenviskositätspumpe 34 mit kontinuierlichem Durchfluss kontinuierlich alle 3,0 Sekunden mit frischem Blut ausgewaschen. Es ist seit Langem bekannt, dass diese erzwungene Verdünnung qualitativ wünschenswert ist. Des Weiteren liefert die Wirkung des Kolbens durch das Erzeugen geringer Scherbelastungen an den Spalträndern wünschenswerte Kräfte, die einer Aggregation entgegenwirken, um Thrombogenese auszuschalten.
3. Der Durchfluss durch die Schraubenpumpe (sowie die Kolbenbewegung) schaltet die Möglichkeit von Stagnationsbereichen in dem Lager aus.
4. Die Durchflussrate von Blut durch das Lager ist so gering, dass das Volumen von Blut, das geschädigt werden könnte, nur geringen Effekt auf die Gesamthämolyse der Pumpe hat.

Da in der ganzen Pumpe das beste hämokompatible Material verwendet wird, d. h. isotroper Kohlenstoff, und da das Lager (allen Berechnungen und experimentellen Daten zufolge) einen sehr niedrigen Hämolyseindex hat, stellen die allgemeinen hydrodynamischen Bedingungen in der Pumpe den einzigen anderen Faktor dar, der die hämodynamische Leistung beeinflussen könnte.
Die Minimierung übermäßiger Turbulenzen, Flusstrennung, Kavitation und übermäßige Scherbelastungen werden berücksichtigt, um langfristige zuverlässige Hämokompatibilität zu liefern. Das direkte Durchflussmuster der Pumpe 10 gibt uns Gelegenheit, eine der besten, bisher realisierten Pumpen 10 zu konzipieren.
Schlussfolgerung: Nachdem der Forderung Genüge getan ist, dass das beste, verfügbare hämokompatible Material verwendet wird, dass das Lager allen bekannten Kriterien zufolge eine geringe Hämolyse und Thrombogenität aufweist und indem gezeigt wurde, dass der gerade Durchfluss in der Pumpe nicht schlimmer und wahrscheinlich viel besser ist als in den üblichen Ausführungen, gibt es wenig mehr, das derzeit getan werden kann, um die langfristige Hämokompatibilität dieser Ausführung zu fördern.
2. Hermetizität
a. Es werden keine Flüssigkeiten verwendet
Die Tatsache, dass es keinen Mechanismus zum Schmieren gibt (außer dem mit Blut), eliminiert die Notwendigkeit aller äußeren Flüssigkeiten. In dieser Ausführung werden keine verwendet, deshalb werden Versiegelungsprobleme ausgeschaltet.
b. Keine Belüftungs- oder Druckausgleichskammer
Die Tätigkeit des Kolbens entspricht tatsächlich eher der eines Verschiebungskolbens, da sich das Volumen von Blut in der Pumpe nicht verändert. Während der Kolben das Blut herausdrückt, wird am Einlass ein entsprechendes Volumen hereingedrückt. Da sich das Pumpenvolumen nicht verändert, wird keine Belüftungs- oder Druckausgleichskammer benötigt. Die Pumpe ist damit hermetisch verschließbar, ohne die Notwendigkeit einer internen Nachgiebigkeit.
c. Keine äußeren Sensoren
Der Kolben 26 wird als Druckmesswandler für zwei der vorgeschlagenen physiologischen Steuerungsmöglichkeiten verwendet. Daher wird außer der Notwendigkeit, Veränderungen des Umgebungsdrucks irgendwie zu überwachen (mithilfe von Öffnungen oder durch Telemetrie), die Verwendung eines gesonderten bzw. invasiven Druckmesswandlers eliminiert. Die Verwendung des Motors als Druckmesswandler ist eine wesentliche Vereinfachung der Ausführung.
Der pulsierende Durchfluss des natürlichen Herzens erzeugt einen zusätzlichen Druck am Pumpenauslass 22c. Dieser Herzdruck kann von dem Kolben 26 durch Veränderung des elektrischen Stroms, der von der Überwachungseinheit 16f erfasst wird, erfasst werden. Daher kann die Schlagfrequenz des natürlichen Herzens von dem Kolben 26 detektiert und anstelle des EKG-Signals zur physiologischen Steuerung der Pumpe 10 verwendet werden.
3. Begründung des pulsierenden Durchflusses
a. Sehr geringe Größe mit hoher Effizienz
Es gibt zwei Vorteile der Verwendung eines kleinen Schlagvolumens von 18,8 ml (das ist ¼ des Schlagvolumens des Herzens eines Erwachsenen). Es führt dazu, dass die Pumpe klein genug ist (129 ml), um unter idealen Platzierungsbedingungen in die Brusthöhle zu passen. Außerdem verringert es wesentlich die Motorkraft, da ein kleinerer Kolbendurchmesser genutzt werden konnte. Dadurch wurde die Motoreffizienz auf 85% gesteigert.
Die Vorteile sind damit jedoch nicht beendet, aufgrund der synergistischen bzw. multifunktionellen Abhängigkeit der einen Komponente von der anderen findet eine Verknüpfung miteinander statt. Beispielsweise führt die hohe Motoreffizienz zu einer wahrhaft kleinen Menge von Abwärme, die in das Blut abgeleitet werden muss. Der Anstieg der Temperatur des Blutes in dem Lagerspalt ist winzig.
Der kleine Kolbendurchmesser (der sich aus dem kleinen Schlagvolumen ergibt) erlaubt die Verwendung eines langen Hubs, der eine höhere Kolbengeschwindigkeit verursacht, welche die Effizienz des Motors noch weiter steigert (minimaler Quotient aus Kraft über Geschwindigkeit). Die höhere Geschwindigkeit des Kolbens verursacht einen sehr hohen Wärmeübertragungskoeffizienten in dem Lagerspalt, der den Anstieg der Temperatur des Blutes noch weiter verringert. Die Liste kann beliebig fortgesetzt werden. Geringe Motorkraft verringert die Magnetgröße, was die auf den Motor einwirkenden Seitenlastkräfte verringert, was die Maßgaben an die Tragkraft des Lagers reduziert. Eine Kapazitätsentlastung erlaubt die Verwendung eines großen Lagerspalts, der, wie wir gelernt haben, eine geringe Scherbelastung im Blut sicherstellt und geringe Scherbelastung im Blut gewährleistet, dass das Blut im Spalt nicht verletzt wird, usw. Das Nettoergebnis ist die Fähigkeit, alle physiologischen Maßgaben und Leistungsmaßgaben mit einer Gesamtsystemeffizienz von 65% zu erfüllen, was hervorragend ist.
4. Unempfindlichkeit gegenüber der Umgebung
a. Schwerkraft
Ausrichtungsprobleme liegen nicht vor. Die vorgeschlagene Implantatstelle ist ideal, wobei der Pumpeneinlass fast senkrecht geneigt ist. Daher wirkt das Gewicht des Kolbens nach unten und hilft beim Erzeugen von Kraft gegen den diastolischen Druck. Aufgrund dieses Effektes ist die Pumpeneffizienz tatsächlich um 1% höher als berechnet. Den Berechnungen lag ein horizontaler Motor zu Grunde. wird der Empfänger umgedreht, verringert sich die Effizienz entsprechend um 1%.
Das Kolbenlager arbeitet in jeder Ausrichtung gleich gut. Dies wurde erreicht, indem ein symmetrisches 360°-Lager mit einer flussorientierten Schraubenpumpe 34 an einem Ende verwendet wurde. Diese Position der Schraubenpumpe 34 erhält die Symmetrie des Lagers.
b. Luftdruck oder Höhe
Die physiologischen Steuerungssysteme der LVAD-Pumpe 10 stützen sich auf den Gebrauch des Kolbens 26 als Sensor für den Aortadruck. Wie ausführlich in Abschnitt B erläutert wurde, ist der wahrgenommene Aortadruck unabhängig von Veränderungen des Umgebungsdrucks, da der Kolben den differenziellen Messdruck zwischen seinem Einlass und Auslass als atmosphärische Druckveränderungen erkennt und darauf reagiert, wie dies auch beim Druck im linken Vorhof und in der Aorta der Fall ist.
c. Magnetfeld und elektrisches Feld
Diese Felder sind wirksam ausgeschaltet und auf den Stator des Motors 28 begrenzt, indem sicher gestellt ist, dass das Permendur nicht an der Sättigungsgrenze ist. In der vorliegenden Ausführung beträgt die Permeabilität des Stators noch immer ca. 5.000, also fließt Streufluss eher durch ihn hindurch als durch Luft. Gegebenenfalls kann man immer noch ein dünnes Gehäuse aus Mu-Metall als Einsatz im äußeren Titangehäuse des Motors verwenden.
Der Betrieb des Motors und des Positionssensors bleibt unbeeinflusst von den elektrischen HF- oder DC-Feldern. Das Positionssignal des Magnetwiderstands ist ein digitaler Impuls von mehreren Volt und immun gegen HF-Interferenz. Außerdem befindet sich der Sensor in Titangehäusen, die als ideale Abschirmung wirken.
Tabellen
Auf den folgenden Seiten sind die Tabellen gezeigt, auf die in dem obigen Text Bezug genommen wird.
Tabelle 2 - Zusammenfassung der Spezifikationen des Motors mit einem Durchmesser von 45,7 mm

F =: Kraft
U =: Geschwindigkeit

Tabelle 3
Tabelle 4 - Scherbelastung im Lagerspalt und Dauer
Während hierin beschrieben wurde, was als bevorzugte und beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung betrachtet wird, sollten für Fachleute andere Modifikationen der Erfindung aus den hier enthaltenen Lehren offensichtlich sein, und es ist daher erwünscht, dass in den angefügten Ansprüchen all solche Modifikationen festgehalten sind, so sie dem wahren Erfindungsgedanken und dem Umfang der Erfindung entsprechen.
Beispielsweise kann der Linearmotor 28 verschiedene andere Formen annehmen, wobei eine oder mehrere axiale Antriebsspulen verwendet werden und einer oder mehrere Magnetringe zusammenarbeiten. Er kann mit dem Kolben 26 in jeder geeigneten Weise zusammenarbeiten, um den Kolben in dem Gehäuse zu oszillieren, um die Flüssigkeit mithilfe der beiden Rückschlagventile in eine, Richtung zu pumpen.

Claims

Pumpe (10) zum Pumpen einer Flüssigkeit (12) umfassend: ein Gehäuse (22) mit einem koaxialen Bohrloch (21a), angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Gehäuseeinlass (22b) und einem Gehäuseauslass (22c), die sich axial voneinander entfernt an entgegengesetzten Enden des Gehäuses befinden, und einem ersten Rückschlagventil (24a), das fest damit verbunden ist, um den Durchfluss der Flüssigkeit durch das Gehäusebohrloch zu steuern; einen Kolben (26), koaxial in dem Gehäusebohrloch angeordnet, zur axialen Verschiebung darin und mit einem koaxialen Bohrloch (26a) angeordnet in Durchflussverbindung zwischen einem Kolbeneinlass (26b) und einem Kolbenauslass (26c), die sich axial voneinander entfernt an entgegengesetzten Enden des Kolbens befinden, und ein zweites Rückschlagventil (24b), das fest damit verbunden ist, um den Durchfluss der Flüssigkeit durch das Kolbenbohrloch zu steuern; und einen Linearmotor (28), der eine Mehrzahl von axial aneinander angrenzende Antriebsspulen (28a), angeordnet in dem Gehäuse, einschließt, und ein Paar axial voneinander entfernte Magnetringe (28b), angeordnet in dem Kolben und radial nach innen beabstandet zu den Antriebsspulen, zur magnetischen Zusammenarbeit mit diesen, um den Kolben in dem Gehäuse axial zu oszillieren, um hierdurch die Flüssigkeit abwechselnd durch das Gehäuse und die Kolbeneinlässe und -auslässe in einer Durchflussrichtung durch die Bohrlöcher im Gehäuse und im Kolben zu pumpen.
Pumpe nach Anspruch 1, wobei der Kolben einen zylindrischen Zapfen (26d) einschließt, der sich radial nach innen beabstandet zu dem Gehäusebohrloch befindet, um damit ein Lager mit einem Spalt (30) zu definieren, um einen Teil der Flüssigkeit von dem Gehäusebohrloch als Lagerflüssigkeit zum hydrodynamischen Unterstützen des schwingenden Kolbens in dem Gehäuse aufzunehmen.
Pumpe nach Anspruch 2, des Weiteren umfassend Mittel zum Drehen des Kolbens, um ringsum hydrodynamischen Druck in der Lagerflüssigkeit zu entwickeln, wobei das Lager ein Zapfenlager definiert.
Pumpe nach Anspruch 3, wobei das Mittel zum Drehen des Kolbens einen Drehmotor (30) umfasst, mit: einem ringförmigen Rotormagnet (36a) mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Rotorpolen; und einem Statorband (36b) mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Drehspulen, angeordnet in dem Gehäuse zum magnetischen Zusammenarbeiten mit dem Rotormagneten zum Rotieren des Kolbens.
Pumpe nach Anspruch 3, wobei das Mittel zum Drehen des Kolbens einen integralen Drehmotor (40) umfasst, mit: einem Paar axial von einander entfernten Statorbändern (40a), jedes mit einer Vielzahl von ringsum aneinander angrenzenden Drehspulen, angeordnet im Inneren des Gehäuses und radial zu den entsprechenden Antriebsspulen ausgerichtet; und wobei die Magnetringe ringsum voneinander beabstandete Bereiche unterschiedlicher Magnetfeldflussdichte haben und radial unterhalb der, entsprechenden Statorbändern positioniert sind, um dadurch magnetisch gedreht zu werden.
Pumpe nach Anspruch 3, des Weiteren umfassend Mittel zum Verteilen des elektrischen Stroms in die entsprechenden Antriebsspulen zum magnetischen Verschieben des Kolbens in einen axial nach vorn gerichteten Stoß von dem Gehäuseeinlass in Richtung des Gehäuseauslasses und anschließend in einem axialen Rückwärtsstoß von dem Gehäuseauslass in Richtung des Gehäuseeinlasses zum Oszillieren des Kolbens in dem Gehäuse, um die Flüssigkeit zyklisch axial hindurch zu pumpen.
Pumpe nach Anspruch 6, wobei das Mittel zum Verteilen eine elektrische Steuerungseinheit (16) umfasst, die operativ mit den Antriebsspulen verbunden ist, um für diese sequenziell elektrischen Strom bereit zu stellen, um den Kolben axial zu oszillieren.
Pumpe nach Anspruch 3, des Weiteren umfassend an dem Zapfenlagerspalt angeordnete Mittel zum Pumpen eines Teils der Flüssigkeit von dem Gehäusebohrloch in den Spalt, um Leckagen aus dem Spalt an entgegengesetzten Enden des Kolbens auszugleichen.
Pumpe nach Anspruch 8, wobei das Lagerpumpmittel eine Schraubenpumpe (34) umfasst, einschließlich einer Vielzahl von ringsum voneinander beabstandeten Gewindegängen (34a) mit entsprechenden Gewindevertiefungen (34b) dazwischen, um die Flüssigkeit hindurchzuleiten.
Pumpe nach Anspruch 3, wobei das Gehäuse und der Kolben in einem bioverträglichen Material verkapselt sind, um in einen lebendigen Körper eingepflanzt zu werden, um Blut als die Flüssigkeit durch die Bohrlöcher in dem Gehäuse und dem Kolben zu pumpen.