具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要说明的是，当组件被称为“固定于”另一个组件，它可以直接在另一个组件上或者也可以存在居中的组件。当一个组件被认为是“连接”另一个组件，它可以是直接连接到另一个组件或者可能同时存在居中组件。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

在介入医疗领域，通常定义器械距操作者近的一端为近端，距操作者远的一端为远端。

请参阅图1和图2，本发明第一实施例提供的一种血泵100，特别涉及一种血管内血泵，该血泵100具有血流通道110、及与血流通道110相连通的血流入口112与血流出口114，其中，血液能够从血流入口112进入血流通道110，并从血流出口114排出。其中，血泵100包括叶轮120和驱动单元130。

叶轮120设于血流通道110，叶轮120能够旋转，以促进血液从血流入口112进入血流通道110，并从血流出口114排出。具体地，叶轮120靠近血流入口112设置。

驱动单元130置于血流通道110内，并与叶轮120传动连接，驱动单元130能够驱动叶轮120旋转。驱动单元130与血流通道110的通道壁之间形成供血流通过的间隙116，该间隙116与血流入口112、血流出口114均相通。即在血液的流动路径上，该间隙116位于血流入口112和血流出口114之间，那么，从血流入口112进入到血流通道110的血液会流经该间隙116后，从血流出口114流出，从而带走驱动单元130产生的热量，帮助驱动单元130散热。

在图示的实施例中，血泵100还包括入口管140、流通管150和出口管160。

请一并参阅图3，入口管140的近端与驱动单元130固定连接，血流入口112设于入口管140的远端。入口管140还开设有第一连通口142。

具体地，血流入口112设于入口管140的管壁上；血流入口112为多个，多个血流入口112沿入口管140的周向间隔布置。第一连通口142位于入口管140的近端；第一连通口142为多个，多个第一连通口142沿入口管140的周向间隔且均匀地分布于入口管140的管壁。在其中一个实施例中，血流入口112和第一连通口142的数量分别为4-6个。可以理解，血流入口112的数量和第一连通口142的数量可以根据实际设计需要进行调整。其中，叶轮120能够旋转地设置于入口管140。

流通管150的远端与入口管140固接，流通管150和入口管140通过第一连通口142连通。具体地，入口管140的近端收容于流通管150中。驱动单元130收容于流通管150，驱动单元130与流通管150之间形成间隙116。出口管160的远端收容于流通管150。

出口管160的远端连接至驱动单元130，血流出口114设于出口管160的近端。出口管160还开设有第二连通口162，流通管150的近端与出口管160固接，且流通管150通过第二连通口162与出口管150连通。

那么，在本实施例中，血流通道110由入口管140、流通管150及出口管160共同限定。此时，流通管150限定了部分血流通道110。驱动单元130位于血流入口112和血流出口114之间。血液从血流入口112进入口管140，通过第一连通口142进入流通管150，流经驱动单元130与流通管150之间的间隙116，在通过第二连通口162流入出口管160，最后从血流出口114排出。

具体地，血流出口114设于出口管160的管壁上；血流出口114为多个，多个血流出口114沿入口管140的周向间隔布置。第二连通口162位于出口管160的远端；第二连通口162为多个，多个第二连通口162沿出口管160的周向间隔且均匀分布于出口管160的管壁。在其中一个实施例中，血流出口114和第二连通口162的数量分别为4-6个。可以理解，血流出口114的数量和第二连通口162的数量可以根据实际设计需要进行调整。

在其中一个实施例中，流通管150包括管主体152、及位于管主体152的两端的远端过渡段154与近端过渡段156，远端过渡段154的内径沿远端到近端的方向逐渐变大，近端过渡段156的内径沿远端到近端的方向逐渐变小。位于管主体152两端的过渡段可使第一连通口142与第二连通口162附近的血流平稳过渡，使血泵100具有更稳定的流场分布和优秀的血液相容性。

具体在图示的实施例中，沿远端到近端，管主体152的内径相等，远端过渡段154的靠近管主体152的一端的内径等于近端过渡段156的靠近管主体152的一端的内径。需要说明的是，在其它实施例中，管主体152也可以为从远端到近端内径有所变化的管状体。

具体地，第一连通口142的位置与远端过渡段154的位置相对应，远端过渡段154的内径沿远端到近端的方向逐渐变大，远端过渡段154可使沿斜流方向从第一连通口142流出的血液平稳过渡到轴流方向。

第二连通口162的位置与近端过渡端的位置相对应，近端过渡段156的内径沿远端到近端的方向逐渐变小，近端过渡段156可使血液由轴流方向平稳过渡到斜流方向，以更好地通过第二连通口162。

其中，远端过渡段154与近端过渡段156的内径变化可以是线性渐变，也可以是沿如图所示的曲线渐变，或者是按照其它曲线变化。

在其它一些实施例中，远端过渡段154的近端与第一连通口142的近端位于血泵100的同一横截面上，近端过渡段156的远端与第二连通口162的远端位于血泵100的同一横截面上，采用这种设计可使两个连通口附近的血流运行更平稳。

进一步地，为了避免大量血液堆积在流通管150与驱动单元130之间的间隙116内，导致血栓形成，第二连通口162沿轴向的长度大于第一连通口142沿轴向的长度，以将间隙116内的血液快速排出。

具体地，流通管150与入口管140的固定点位于血流入口112与第一连通口142之间。流通管150与出口管160的固定点位于血流出口114与第二连通口162之间。在图示的实施例中，流通管150还包括近端固定段157和远端固定段158，近端固定段157固定地套设于出口管160的血流出口114和第二连通口162之间，远端固定段158固定地套设于入口管140的第一连通口142和血流入口112之间。近端固定段157与近端过渡段156的远离管主体152的一端固接，远端固定段158与远端过渡段154的远离管主体152的一端固接。

在其中一个实施例中，流通管150包括可径向扩张部分，可径向扩张部分限定至少部分血流通道110，驱动单元130收容于可径向扩张部分内，驱动单元130与可径向扩张部分之间形成间隙116。那么，在将血泵100推入患者体的过程中，使可径向扩张部分处于未扩张状态，以减小血泵100的输送外径，方便血泵100推入。在图示的实施例中，可径向扩张部分包括管主体152、及位于管主体152的两端的远端过渡段154与近端过渡段156。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分在未扩张时紧贴驱动单元130，可径向扩张部分扩张后与驱动单元130之间形成间隙116。可径向扩张部分在未径向扩张时紧贴驱动单元130，以使可径向扩张部分在推入时具有尽可能小的径向宽度，能够减小血泵100输送时的外径，以便于血泵100推入。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分能够通过注入液体而发生扩张。那么，当血液进入流通管150内，可径向扩张部分的内径增大。通过血液的注入实现可径向扩张部分的扩张操作，如此，在将血泵100推入患者体的目标位置后，可径向扩张部分能够通过血液的注入而发生扩张，而无需操作者的其它操作。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分的材质为柔性材质，例如，可径向扩张部分可由防渗透的覆膜材料制成。具体地，可径向扩张部分的材质为氟化乙烯丙烯共聚物膜(FEP膜)、聚对苯二甲酸乙二醇酯膜(PET膜)或E-PTFE膜；或者，可径向扩张部分的材料选自聚氨酯、尼龙、聚乙烯、聚醚嵌段聚酰胺(PEBAX)及乳胶中的至少一种。这些材料具有较好的顺应性，能够使可扩张部分在血液注入后迅速扩张(或膨胀)。另外，上述材质的可径向扩张部分，将驱动单元130推送至左心室内，可使可径向扩张部分夹持于主动脉瓣之间，主动脉瓣跳动时，会径向挤压流通管150的可径向扩张部分，使流通管150内形成脉动流，可更好地模拟实际血流。

其中，近端固定段157和远端固定段158的材料可以与可径向扩张部分相同，也可以不同。

在另一些实施例中，可径向扩张部分还可以仅为部分区段的材质为柔性材质。该柔性材质可以为氟化乙烯丙烯共聚物膜(FEP膜)、聚对苯二甲酸乙二醇酯膜(PET膜)或E-PTFE膜，或者，该柔性材质由聚氨酯、尼龙、聚乙烯、聚醚嵌段聚酰胺(PEBAX)及乳胶中的至少一种材料制作而成。此时，将驱动单元130推送至左心室内，可使可径向扩张部分的柔性材质的区段夹持于主动脉瓣之间，主动脉瓣跳动时，径向挤压流通管150的可径向扩张部分的该区段，使流通管150内形成脉动流，以更好地模拟实际血流。

需要说明的是，可径向扩张部分不限于为采用注入液体而发生扩张的方式，在一些实施例中，可径向扩张部分还可以采用形状记忆材料制作而成，其可通过热(体温或者是其它热源)激活的方式而实现扩张或收缩至紧贴驱动单元130；在另一些实施例中，还可以设置保持器和释放机构，以实现可径向扩张部分的扩张和保持紧贴驱动单元130。

可以理解的是，流通管150不限于采用上述结构，在其它实施例中，流通管150的管主体152上仅连接有远端过渡段154或近端过渡段156，或者流通管150不具有过渡段，只包括管主体152，或者，流通管150不具有径向扩张的功能，流通管150的内径始终不发生变化。

第一连通口142、第二连通口162和驱动单元130也不限于采用上述设置方式，在一些实施例中，第一连通口142设于入口管140的近端的端面，驱动单元130的靠近入口管140的一端可通过支撑架固定于入口管140的近端或流通管150的内壁；在一些实施例中，第二连通口162设于出口管160的远端的端面，驱动单元130的靠近出口管160的一端可通过支撑架固定于出口管160的远端或流通管150的内壁；在一些实施例中，第一连通口142设于入口管140的近端的端面，第二连通口162设于出口管160的管段的端面，驱动单元130直接通过支撑架固接于流通管150中；在一些实施例中，第一连通口142和第二连通口162的设置方式仍然为图1所示的方式，然而驱动单元130既不与出口管160固接，也不与入口管140固接，而直接通过支撑架固接于流通管150中。

在图示的实施例中，血泵100还包括导管170，导管170与出口管160的近端固接。导管170具有容纳管线的管腔，管线例如为清洗管线、与驱动单元130电连接的导线等，清洗管线及导线等部件分别延伸至导管170的近端外，与外部设备连接。

在图示的实施例中，血泵100还包括猪尾管180，猪尾管180的近端连接至入口管140的远端，猪尾管180的远端呈弯曲状。猪尾管180可用于稳定血泵100在心脏中的位置，为心脏组织提供无创伤支持。具体地，猪尾管180为中空结构。入口管140的远端设有穿孔，穿孔用于使入口管140的管腔与猪尾管180的管腔相连通，以供导丝穿过。

在其中一个实施例中，猪尾管180的材料选自聚氨酯、尼龙、聚乙烯、PEBAX及乳胶材料中的至少一种。猪尾管180伸直后沿轴向的长度为10mm～50mm。

在其中一个实施例中，驱动单元130具有转轴，叶轮120与转轴固接，以使叶轮120能够随转轴旋转。

请参阅图4，在其中一个实施例中，驱动单元130包括壳体132、以及布置在壳体132内的转子134和定子136。壳体132的近端与出口管160的远端固定连接，壳体132的远端与入口管140的近端固定连接。

其中，转子134包括相连的转轴1342与磁体1344，转轴1342上设有飞轮1345，磁体1344装配在飞轮1345上，转轴1342的远端延伸至壳体132外与叶轮120固定连接。定子136包括多个围绕转轴1342的轴线布置的柱1362、围绕在每一柱1362外周的线圈绕组1364，以及与柱1362的一端相连的背板1366。定子136的中心具有沿轴向贯穿的通道，转轴1342从该通道中穿过，线圈绕组1364产生与磁体1344相互作用的旋转磁场以使转轴1342旋转，从而带动叶轮120旋转，背板1366可用于封闭磁通量回路，增加驱动单元130的输出功率。

需要说明的是，本实施例的驱动单元130仅用作举例，并不能用于对驱动单元130的结构进行限定，在其它实施例中，驱动单元130还可以为其它结构，只要驱动单元130能够带动叶轮120旋转即可，例如，在一些实施例中，驱动单元130与叶轮120还就可以采用非接触式的传动连接，例如，磁力传动连接等。

如下，以左心室辅助为例，将上述血泵100采用经皮介入的方式植入患者心脏，血泵100工作时，可将左心室的血液泵送至主动脉内，辅助血液循环。具体操作为：

首先，使血泵100的远端穿过主动脉瓣，并将其推送至左心室，直至流通管150被夹持在主动脉瓣中。此时，血流入口112位于左心室内，血流出口114位于主动脉内。优选地，主动脉瓣夹持在流通管150的中间区域。

然后，启动驱动单元130，驱动单元130带动叶轮120旋转，叶轮120工作时，血液从血流入口112进入血泵100内，并通过血泵100内的血流通道110从血流出口114排出。

由于流通管150被主动脉瓣夹持，主动脉瓣的瓣缘跳动时，会径向挤压流通管150，使流通管150内形成脉动流，可以更好地模拟实际血流。并且，扩张后的流通管150为径向可变形的柔性材质，主动脉瓣挤压流通管150时，可减小主动脉瓣的损伤。

此外，由于驱动单元130与叶轮120被推送至左心室内，驱动单元130的轴向尺寸不受其它条件限制，只要血流出口114位于主动脉内即可。故，可以通过增大驱动单元130的轴向尺寸，增加驱动单元130的输出功率，提高叶轮120的泵送效率。

可以理解的是，在其它实施例中，本申请的血泵100还可以作为右心室辅助设备，将右心室的血泵100送至肺动脉。

上述血泵100至少具有以下优点：

(1)本实施例的驱动单元130整体位于血流通道110内，血液会沿着驱动单元130的外表面流动，当血流从驱动单元130的外表面流过时，可以带走驱动单元130产生的热量，有助于驱动单元130散热，以减少驱动单元130的发热对血液造成的损伤。

(2)由于驱动单元130位于流通管150内，血泵100上的血流出口114的位置可不受驱动单元130位置的影响，经皮介入时，可将驱动单元130整体推送至左心室内，只要血流出口114位于目标位置即可，如主动脉或肺动脉内。故，可以通过增大驱动单元130的轴向尺寸，增加驱动单元130的输出功率，提高血泵100的泵送效率，因此，上述血泵100有利于提高泵送效率。

(3)由于流通管150的可径向扩张部分的至少部分区段的材质为柔性材质，将驱动单元130推送至左心室内，可使可径向扩张部分的柔性材料的区段夹持于主动脉瓣之间，主动脉瓣跳动时，会径向挤压流通管150的可径向扩张部分的该区段，使流通管150内形成脉动流，可更好地模拟实际血流。

请一并参阅图5和图6，本发明第二实施例提供了一种血泵200，具有血流通道210、及与血流通道210相连通的血流入口212与血流出口214，血泵200包括叶轮220、驱动单元230、入口管240、流通管250、导管270及猪尾管280。

叶轮220与驱动单元230传动连接，入口管240的近端与驱动单元230固定连接，叶轮220位于入口管240内。导管270的远端连接至驱动单元230的近端。入口管240的远端连接至猪尾管280的近端，猪尾管280的远端呈弯曲状。

流通管250的远端固定在入口管240上，流通管240的近端为开口端，驱动单元230收容于流通管250内，流通管250与驱动单元230之间形成供血流通过的间隙216。

血流入口212设于入口管240上，入口管240还设有第一连通口242，流通管250和入口管240通过第一连通口242连通。在本实施例中，流通管250的近端的开口即为血泵200的血流出口214。即在本实施例中，入口管240和流通管250共同限定血流通道210，此时，流通管250限定了部分血流通道210。驱动单元230位于血流通道210中，具体为位于流通管250限定的那部分血流通道210中。那么，叶轮220工作时，血液从血流入口212进入入口管240内，并通过入口管240上的第一连通口242进入流通管250内，流经间隙216，最后通过血流出口214排出。

由于驱动单元230整体位于血流通道210内，血液会沿着驱动单元230的外表面流动，当血流从驱动单元230的外表面流过时，可以带走驱动单元230产生的热量，有助于驱动单元230散热，减少驱动单元230的发热对血液造成的损伤。并且，由于驱动单元230位于流通管250内，血泵200上的血流出口214的位置可不受驱动单元230的影响，经皮介入时，可将驱动单元230整体推送至左心室内，故，可以通过增大驱动单元230的轴向尺寸，增加驱动单元230的输出功率。

在其它实施例中，血流出口214还可以设在流通管250的管壁上。流通管30的近端还可以固定在驱动单元230上。

在图示的实施例中，流通管250包括相连的管主体252与远端过渡段254，远端过渡段254的内径沿远端到近端的方向逐渐变大。远端过渡段254位于第一连通口242附近，远端过渡段254可使第一连通口242附近的血流平稳过渡，使血泵200具有更稳定的流场分布和优秀的血液相容性。

远端过渡段254的内径变化可以是线性渐变，也可以是沿某种公式的特定曲线渐变。

在图示的实施例中，第一连通口242开设于入口管240的近端的管壁上，第一连通口242的位置与远端过渡段254的位置相对应。第一连通口242为多个，且多个第一连通口242沿入口管240的周向均匀间隔分布。

在本实施例中，流通管250与入口管240的固定点位于血流入口212与第一连通口242之间。具体地，流通管250还包括远端固定段258，远端固定段258固定地套设于入口管240的第一连通口242和血流入口212之间。远端固定段258与远端过渡段254的远离管主体252的一端固接。

在其中一个实施例中，流通管30包括可径向扩张部分，驱动单元230收容于可径向扩张部分内，可减小血泵100的输送外径。在图示的实施例中，可径向扩张部分包括管主体252及位于管主体252的两端的远端过渡段254。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分在未扩张时紧贴驱动单元230，可径向扩张部分扩张后与驱动单元230之间形成间隙216。可径向扩张部分在未径向扩张时紧贴驱动单元230，以使可径向扩张部分在推入时具有尽可能小的径向宽度，能够减小血泵200的输送时的外径，以便于血泵200推入。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分能够通过注入液体而发生扩张。那么，当血液进入流通管内，可径向扩张部分的内径增大。通过血液的注入实现可径向扩张部分的扩张操作，如此，在将血泵200推入患者体的目标位置后，可径向扩张部分能够通过血液的注入而发生扩张，而无需操作者的其它操作。

在其中一个实施例中，可径向扩张部分的材质为柔性材质，例如，可径向扩张部分可由防渗透的覆膜材料制成，具体地，可径向扩张部分的材质为氟化乙烯丙烯共聚物膜(FEP膜)、聚对苯二甲酸乙二醇酯膜(PET膜)或E-PTFE膜；或者，可径向扩张部分的材料选自聚氨酯、尼龙、聚乙烯、聚醚嵌段聚酰胺(PEBAX)及乳胶中的至少一种。这些材料具有较好的顺应性，能够使可扩张部分在血液注入后迅速扩张(或膨胀)。其中，远端固定段的材料可以与可径向扩张部分相同，也可以不同。

在另一些实施例中，可径向扩张部分还可以仅为部分区段的材质为柔性材质。该柔性材料可以氟化乙烯丙烯共聚物膜(FEP膜)、聚对苯二甲酸乙二醇酯膜(PET膜)或E-PTFE膜，或者，该柔性材料由聚氨酯、尼龙、聚乙烯、聚醚嵌段聚酰胺(PEBAX)及乳胶中的至少一种材料制作而成。此时，将驱动单元230推送至左心室内，可使可径向扩张部分的柔性材料的区段夹持于主动脉瓣之间，主动脉瓣跳动时，径向挤压流通管250的可径向扩张部分的该区段，使流通管250内形成脉动流，以更好地模拟实际血流。

本实施例中，驱动单元230与导管270直接连接。由于猪尾管280、入口管240、叶轮240、驱动单元230及导管270的结构与第一实施例相同，其具体结构在此不再赘述。

同样，本实施例的血泵200也可被用作左心室辅助设备或右心室辅助设备，其具体操作方式在此不再赘述。

由于本实施例的血泵200的结构与第一实施例的血泵100的结构大致相同，其也具有第一实施例的血泵100的效果，在此不再赘述。

可以理解的是，血泵的结构还可以为其它不同于上述血泵100和血泵200的结构，在其它实施例中，血泵还可以不具有入口管和出口管，血流入口与血流出口分别设置在流通管上、并与流通管的内腔相连通，驱动单元通过支撑架固定在流通管内，叶轮置于流通管内、并与驱动单元传动连接，流通管与驱动单元之间形成有间隙。此时，流通管的内腔即为血泵的血流通道，即流通管限定了整个血流通道，驱动单元位于血流通道内。叶轮工作时，血液从血流入口进入间隙内，随后通过血流出口排出。

在其它实施例中，血泵还可以具有出口管，而不具有入口管，血流入口设于流通管上，血流出口设于出口管上，流通管的近端与出口管固接，出口管的远端与驱动单元固接，同时，驱动单元还通过支撑架与流通管固接，此时，出口管的结构可以与第一实施例相同，也可以不同，叶轮置于流通管内、并与驱动单元传动连接，流通管与驱动单元之间形成有间隙。或者，出口管也可以不与驱动单元固接，驱动单元仅通过支撑架固定于流通管。在该方案中，流通管和入口管共同限定血流通道。

在其它实施例中，猪尾管也可以省略，或者是，猪尾管也可以采用其它能够给心脏组织提供无创伤支持的结构代替。

可以理解，在不违背本发明目的的前提下，对各实施例中技术方案的自由组合，而形成的新的技术方案，也是本发明所要申请保护的范围。

所属领域的技术人员可以清楚地了解到，为描述的方便和简洁，上述描述的系统、装置和单元的具体工作过程，可以参考前述方法实施例中的对应过程，在此不再赘述。

以上所述，仅为本发明的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应以权利要求的保护范围为准。