用于心脏辅助系统的泵单元的进给管线、心脏辅助系统和用于生产用于心脏辅助系统的泵单元的进给管线的方法

摘要

本发明涉及用于心脏辅助系统(100)的泵单元(110)的进给管线(105)。进给管线(105)被体现为将流体流引导到心脏辅助系统(100)的泵单元(110)。进给管线(105)包括：进给头部分(130)，进给头部分具有至少一个引入开口(140)，以用于将流体流引入到进给管线(105)中；以及具有内表面轮廓的轮廓部分(135)。轮廓部分(135)邻近进给头部分(130)设置。轮廓部分(135)的在第一位置处的内直径大于在第二位置处的内直径。为了减小内直径，内表面轮廓在第二位置处是倒圆的。

说明书

描述

本发明涉及独立权利要求中所述类型的用于心脏支持系统的泵单元的进给管线、心脏支持系统和用于生产用于心脏支持系统的泵单元的进给管线的方法。

心脏泵可包括泵单元和入口软管，该入口软管用于将血流供应到泵单元。心脏泵可进一步包含用于预防或减少泵单元区域中的血液损伤(溶血)的结构。US2017/087288A1描述了泵单元，其具有泵单元的长度的喇叭形放大，以便减少溶血和/或最小化压力损失。

在此基础上，本发明的基本目的是进一步改进现有技术中已知的系统和方法，同时确保采用紧凑的设计实现尽可能高的泵送效率。

考虑到这一点，本文呈现的方法引入了根据主权利要求的用于心脏支持系统的泵单元的进给管线、心脏支持系统和用于生产用于心脏支持系统的泵单元的进给管线的方法。使用从属权利要求中列出的措施，可以得到独立权利要求中限定的装置的有利的另外的开发和改进。

此方法呈现了用于心脏支持系统的泵单元的进给管线的设计，其借助于在接近进给管线的入口的部段中的内表面轮廓设定引入进给管线中的流体流的流动行为。在倒圆部分的帮助下，例如内表面轮廓的截面凹形构造以及附加地或替代地凸形构造，可以有利地减少或完全避免流体流的流动分离。当在进给管线中传导流体流时，压力损失减小，同时减少或避免流动分离，这在泵单元的功耗方面是有利的，并且因此在心脏支持系统的泵效率方面是有利的。借助于内表面轮廓减少或避免流动分离有利地实现进给管线的紧凑设计，这特别有利于用于微创植入的心脏支持系统，例如用于经主动脉或经股植入。

本发明呈现用于心脏支持系统的泵单元的进给管线。进给管线被配置为将流体流引导到心脏支持系统的泵单元。进给管线包括至少一个进给头部分和轮廓部分。进给头部分包括用于将流体流引入到进给管线中的至少一个引入开口。轮廓部分具有内表面轮廓。轮廓部分邻近进给头部分设置。轮廓部分的在第一位置处的内直径大于在第二位置处的内直径。内表面轮廓在第二位置处具有用于减小内直径的倒圆部分。

心脏支持系统可以是心脏泵，例如左心室支持系统、右心室支持系统或双心室支持系统。例如，心脏支持系统可以设计用于微创植入。进给管线可被构造为用于引导流体流的流动通道。进给管线也可以配置为软管。在心脏支持系统的植入状态下，进给管线可以被配置成将血流作为流体流从心室传导到心脏支持系统的泵单元。例如，泵单元可以是微轴泵。进给头部分可理解为设置在心脏支持系统的头单元(例如传感器组件)和邻近泵单元设置的进给管线的另一子区段之间的进给管线的子区段。引入开口可以例如从进给管线中切割。引入开口可被构造为多部分窗口开口，例如，通过切入进给管线中并且在泵单元的方向上倒圆的三个窗口。轮廓部分可以理解为设置在进给头部分与进给管线的另一子区段之间的进给管线的区段。内表面轮廓可以是例如切口或施加结构，或例如截面不同壁厚度的预定材料构造，或具有特定形状或结构的插入元件。第一位置可相对于流体流的流动方向在第二位置上游。内表面轮廓的倒圆部分可以是凸形突起。内表面轮廓也可以在第一位置处具有例如呈凹形凹部形式的另外的倒圆部分。

根据一个实施例，轮廓部分的在第三位置处的内直径可以大于在第二位置处的内直径。例如，第二位置可以位于第三位置与第一位置之间。因此，第三位置可相对于流体流的流动方向在第二位置下游。例如，内表面轮廓还可以在第三位置处具有呈另外的凹形凹部形式的倒圆部分。这可以有利地改变流体流的流动行为，这减小流体流的流动分离。这有利于减少流体流的压力损失或摩擦，这可以提高心脏支持系统的泵效率。

根据一个实施例，第一位置可以设置在进给头部分与第二位置之间的轮廓部分中。例如，第一位置和第二位置可以是沿着轮廓部分的纵向轴线的区段。此布置有利地允许轮廓部分的内直径沿着轮廓部分的纵向轴线改变，以便通过优化配置来设定流动行为以及由此设定流体流的流动分离。

根据一个实施例，第一位置和第二位置可以附加地或替代地沿着轮廓部分的圆周设置。因此，轮廓部分的横截面也可以具有至少一个倒圆部分，因此可以有利地设定流体流的流动行为。

根据一个实施例，轮廓部分的长度可以对应于轮廓部分的内直径的多达两倍。轮廓部分的长度可特别地在公差范围内对应于进给管线的半径。进给管线可具有恒定半径。公差范围可理解为例如与进给管线的半径相差不超过百分之二十的偏差。因此，流动行为的局部限制设定是可能的。有利地，在进给管线的更下游，即在轮廓部分和泵单元之间的进给管线的子区段中，压力损失也较低，因为对分离的抑制导致下游的流体流的较低波动。

根据一个实施例，轮廓部分的在第二位置处的内半径可以比在第一位置处的内半径小至多五分之一。这有利地使得有能够设定流动行为，并且还引导待输送流体流通过轮廓部分，而不增加安装空间。

内表面轮廓还可旋转对称地形成。例如，在旋转对称流入到进给管线中的情况下，这有利于最小化流动分离，并因此减少压力损失。

根据一个实施例，轮廓部分的在第一位置处的壁厚度可以小于在第二位置处的壁厚度。替代地或另外地，内表面轮廓可被构造为轮廓部分的插入元件。这两个实施例有利地能够获得轮廓部分的简单且经济有效实现。

此外，根据一个实施例，进给头部分的引入开口的至少一个入口边缘可以是倒圆的。这有利地减少在引入开口处的压力损失。

根据一个实施例，轮廓部分还可以具有恒定的外直径。这有利地实现紧凑的设计，这在结合用于微创植入的心脏支持系统使用进给管线时特别地有利。

本发明进一步呈现了具有前述进给管线的实施例的心脏支持系统。

还提出了用于生产用于心脏支持系统的进给管线的方法。进给管线被配置为将流体流引导到心脏支持系统的泵单元。所述方法包括形成步骤。在形成步骤中，形成具有至少一个引入开口的进给头部分，所述至少一个引入开口用于将流体流引入到进给管线中。此外，在所述形成步骤中，形成轮廓部分，该轮廓部分具有内表面轮廓，其中轮廓部分邻近进给头部分设置，其中轮廓部分的在第一位置处的内直径大于在第二位置处的内直径，并且其中内表面轮廓在第二位置处具有倒圆部分，以用于减小内直径。

进给管线可以例如由管切割而成，或者进给管线可以被构造为软管，并且包括用于配置轮廓部分和内表面轮廓的插入元件。前述滑动支承装置的实施例可以有利地通过执行所述方法来生产。

这里呈现的方法的设计示例在附图中示出并且在下面的描述中进行更详细的解释。这些图示出了：

图1是具有进给管线的心脏支持系统的示意图；

图2是根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分的一部分的示意图；

图3是根据一个设计实例的进给管线的一部分的示意图；

图4是根据一个设计实例的进给管线的一部分的示意图；

图5是与具有恒定内直径的软管相比，所实施的倒圆部分的效果的可视化；

图6是与具有恒定内直径的软管相比，所实施的倒圆部分的效果的可视化；

图7是根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分的一部分的示意图；

图8是根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分的内表面轮廓的一部分的示意图；以及

图9是根据一个设计示例的用于生产用于心脏支持系统的进给管线的方法的流程图。

在本发明的有利实施例的以下描述中，对于在各个图中示出并且以相似的方式起作用的那些元件使用相同或相似的附图标记，因此省去了这些元件的重复描述。

图1示出了根据一个设计示例的具有靠近进给管线105的心脏支持系统100的示意图。该图示出了心脏支持系统100的透视图，其例示为用于主动脉瓣位置的左心室心脏支持系统、左心室辅助装置(LVAD)。此处示出的具有基本恒定外直径的心脏支持系统100的细长轴向设计使得能够借助于导管进行心脏支持系统100的经股或经主动脉植入，以简单地植入在血管(例如主动脉)中。

对应于主动脉瓣位置的构造，进给管线105具有例如纵向轴线的倾斜或曲率，并且因此具有略微弯曲的形状。除了进给管线105之外，心脏支持系统包括泵单元110。头单元115以及壳体区段120和锚固框架125也示出为实例。进给管线105设置在头单元115与泵单元110之间。泵单元110在背离进给管线105的端部处连接到锚固框架125所附接的壳体区段120。

根据一个设计实例，进给管线105被配置成将流体流引导到心脏支持系统100的泵单元110。进给管线包括进给头部分130和轮廓部分135。进给头部分130包括用于将流体流引入到进给管线105中的至少一个引入开口140。轮廓部分135具有内表面轮廓。轮廓部分135邻近进给头部分130设置。在流动方向上观察，轮廓部分135在第一位置处的内直径大于在第二位置处的内直径。内表面轮廓在第二位置处具有用于减小内直径的倒圆部分。轮廓部分135的配置的设计实例参考以下图2至9进行描述。

进给头部分130和轮廓部分135在本文中作为实例示出的设计示例中概述。轮廓部分135特别地任选地覆盖进给管线105的比此处所示的更小或更大的部分。在心脏支持系统100的植入状态下，进给头部分130和轮廓部分135设置在左心室中。进给管线105的另一区段通过主动脉瓣引导，并且具有泵单元110的心脏支持系统100的区段设置在主动脉的区段中。泵单元110的区域中的泵出口145将通过进给管线105输送的流体流引导到主动脉中。例如，标签150示出心脏瓣的位置，例如主动脉瓣，进给管线105穿过该心脏瓣以便定位心脏支持系统100。

根据此处所示的设计实例，进给头部分130的引入开口140的至少一个入口边缘是倒圆的。例如，引入开口140在此处配置为切割到进给头部分103中的窗形入口。

根据此处所示的设计实例，轮廓部分135的长度在公差范围内对应于进给管线105的半径。公差范围应理解为与进给管线的半径相差不超过百分之二十的偏差。

在安装空间方面受到限制的心脏支持系统，例如此处作为实例示出并且可以以微创方式植入的心脏支持系统100，在给定泵效率下具有相对低的功耗。效率受到泵单元110的泵中的摩擦的限制。当流体流在心室中从进给头部分130的引入开口140引导到泵单元110时，可经由进给管线105的配置调整进给管线105中的压力损失或摩擦。为此，入口开口140的入口边缘是倒圆的，以便减少压力损失。这本身无法单独防止流分离。具有根据本文呈现的方法构造的呈轮廓部分135形式的入口内表面轮廓抑制流动分离，并且因此减少压力损失。对应构造的入口内表面轮廓的设计实例在下文中论述。

图2示出了根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分135的一部分的示意图。该图示出了轮廓部分135和内表面轮廓205的尺寸关系的实例。该图示出了轮廓部分135的一半的轴向区段。轮廓部分135在第一位置215处的内直径210大于在第二位置220处的内直径210。为了减小内直径210，内表面轮廓205在第二位置220处具有呈轴向弧形内壁轮廓形式的倒圆部分225。根据此处所示的设计实例，第一位置215指示轮廓部分135上沿着轮廓部分135的纵向轴线的位置，并且第二位置215指示轮廓部分135上沿着纵向轴线的另一个位置。在此处所示的设计示例中，纵向轴线对应于轮廓部分135的旋转轴线230。

根据此处所示的设计实例，第一位置215设置在进给头部分与第二位置220之间的轮廓部分135中。相对于通过进给头部分引入且在泵单元的方向上通过进给管线且因此通过轮廓部分135引导的流体流的流动方向，第一位置215设置在第二位置220的上游。

此外，根据此处所示的设计实例，轮廓部分135在第三位置235处的内直径大于在第二位置220处的内直径。

根据此处所示的设计实例，轮廓部分135的在第二位置220处的内半径比在第一位置215处的内半径小至多五分之一。在本图2中，这用标记240示出，该标记指示内半径的五分之一。内表面轮廓205的倒圆部分225至多在内半径的多达五分之一范围内对应地构造为凸形突起，这进一步由标记240可视化。

根据一个设计实例，内表面轮廓205被配置成是旋转对称的。轮廓部分135的相对于旋转轴线230与此处示出的内表面轮廓205的部分相对的部分相应地具有旋转对称地构造的内表面轮廓205。

此处所示的轮廓部分135和内表面轮廓205的配置使得有可能减少或抑制进给管线中的流体流的流动分离，否则这将在入口边缘的下游发展。轮廓部分135的外直径245保持恒定，并且有利地避免了进给管线的安装空间的扩大。使用此处所示的轮廓部分135和内表面轮廓205的设计实例减少待输送的流体流的压力损失。入口流动以及因此流体流的流动行为仅由轮廓部分135在局部引导。轮廓部分135任选地具有长度，所述长度在此设计示例中对应于进给管线的内直径的至多两倍。由于轮廓部分135的构造，进一步下游的流体流的压力损失低于具有恒定内直径而不具有内表面轮廓的进给管线的压力损失，因为分离的抑制或减少导致下游的较少湍流。内表面轮廓205被配置成使得流动分离在进给管线的半径的多达四倍的长度上被较大地抑制。进给管线的局部外直径245受指定壁厚度限制。邻近进给头部分的引入开口，入口边缘呈凸形地倒圆以减少流动分离。内表面轮廓205的配置优化，例如此处所示的配置，可以是旋转对称的，或者替代地与旋转角度无关，如参考图8所示。根据此处示出的设计实例，独立于所描述的入口边缘倒圆部分，如本文所示，借助于第一位置215、第二位置220、第三位置235和倒圆部分225，内表面轮廓205的轮廓具有两个凹形和一个凸形配置优化以及恒定壁厚度。出于此目的，壁内部轮廓任选地被配置成使得相对于壁内半径多达五分之四的局部壁内半径在轮廓部分135的恒定壁厚度下实现。

图3示出了根据一个设计实例的进给管线105的一部分的示意图。该图示出基于输送通过进给管线105的流体流的流动速度在入口区域310中的入口边缘处的流动分离305的可视化。此处示出的入口区域310对应于邻近引入开口的进给管线的一部分的区段。衡器315示出流体流的流动速度。流动分离305还由标记320指示的线示出，在该标记处，流动速度等于零。由标记320指示的入口区域310中的区段因此也可以被称为“零速度线”。此处所示的流体流的流动分离305可以使用内表面轮廓和轮廓部分的设计实例来减小，如参考前述和以下附图所述的。

图4示出了根据一个设计实例的进给管线105的一部分的示意图。该图示出了进给管线105的横截面，其类似于或与参考前述附图描述的进给管线相同。图4示出了进给管线105的入口区域中的配置优化。此处示出的进给管线105的截面示出了与进给头部分的引入开口相邻的轮廓部分的入口区域405。邻近入口边缘的区域410相应地是倒圆的。该图还示出了内表面轮廓205。在减少流动分离方面，区域410中的倒圆部分和内表面轮廓205的配置也可以被称为入口区域中的局部拓扑适应。

图5示出了根据一个设计实例的进给管线105的一部分的示意图。该图示出了基于进给管线105中的流动分离而存在的流体流的流动行为的两种情形，所述流动分离可通过流动速度来检测。衡器315示出流体流的流动速度。顶部处的进给管线105示出了在入口区域中具有流动分离的进给管线105中的流体流的流动速度的实例，这可以在参考图3所述的“零速度线”的辅助下检测到。底部进给管线105的情形示出了流体流的流动速度的实例，其中防止入口区域中的流动分离，如标记505所示。底部情形类似于或对应于参照图2描述的进给管线105的轮廓部分和内表面轮廓的配置。

图6示出了根据一个设计实例的进给管线105的一部分的示意图。该图示出了基于湍流的表观粘度的由衡器605可视化的流体流的流动行为(涡流粘度)的两种情形。湍流的粘度的图示还示出了进给管线105的入口区域中的流体流的摩擦。顶部处的进给管线105示出了在入口区域中具有流动分离的进给管线105中的流体流的涡流粘度的实例。底部进给管线105的情形示出了也在进给管线105的入口区下游的区域中摩擦减小的实例。底部情形类似于或对应于参照图2描述的进给管线105的轮廓部分和内表面轮廓的配置。

图7示出了根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分135的一部分的示意图。该图示出了轮廓部分135的横截面。此处示出的轮廓部分135类似于或与参考图2所描述的轮廓部分相同。图7还示出了倒圆部分不旋转对称的实例。

图8示出了根据一个设计实例的进给管线的轮廓部分的内表面轮廓205的一部分的示意图。根据此处所示的设计实例，内表面轮廓205被构造为轮廓部分的插入元件。例如，此处的内表面轮廓205被配置为两部分式插入元件，其具有两个非旋转对称的内表面轮廓部分805、810，其一起形成轮廓部分的内表面轮廓205。两部分式插入元件可以是所述情况的实例，其中入口开口140具有两个打开窗口和一个关闭窗口。此处的图示示出作为插入元件的内表面轮廓205的不同视图：俯视图示出穿过内表面轮廓部分805的横截面。中间视图以侧视图示出两个内表面轮廓部分805和810，并且仰视图示出穿过内表面轮廓部分810的横截面。此处单独地或一起示出的内表面轮廓部分805和810形成进给管线的轮廓部分的内表面轮廓205。因此，它们可以被称为用于减少流动分离的进给管线的非旋转对称优化。

图9示出了根据一个设计示例的用于生产用于心脏支持系统的泵单元的进给管线的方法900的流程图。进给管线被配置为将流体流引导到心脏支持系统的泵单元。方法900包括形成步骤901。在形成步骤905中，形成具有至少一个引入开口的进给头部分，所述至少一个引入开口用于将流体流引入到进给管线中。此外，形成具有内表面轮廓的轮廓部分，其中轮廓部分邻近进给头部分设置。轮廓部分的在第一位置处的内直径大于在第二位置处的内直径。内表面轮廓在第二位置处具有用于减小内直径的倒圆部分。

在形成步骤901中，进给头部分和轮廓部分从管中切割而成。另外地或替代地，轮廓部分的内表面轮廓被构造为进给管线的插入元件。