旋转泵的液压密封 发明的背景
1.发明的领域
本发明涉及旋转泵，特别是涉及带有流体动力支承的轴向旋转泵，
这种轴向旋转泵以最小的摩擦力和以传递给流体的剪力最小或不向流体
传递任何剪力的方式通过至少一个级推动流体，且本发明尤其涉及一种
液压支承和一种连续的轴流旋转泵，用于泵送具有微粒或组分的流体，
而这些微粒或组分的成分必须得到保护，例如用于血液循环辅助设备，
或者位于内血管回路内，或者位于外血管回路内，使其不会对红细胞和
血小板产生损坏或损坏极小，且不会形成血栓或血栓极少。
尽管在本说明书中是以血液泵作为具体的参考来进行说明的，但是
应当清楚的是，该泵可以用于必须将任何流体从一地传递或运送到另一
地任何其他领域，既可以用在封闭的循环系统，也可用于任何开式回路
或通道中，这种流体最好是一种需要保护其成分的流体。
2.现有技术说明
现有的一种轴流旋转泵包括一个大致成圆柱形的的壳体和/或定子，
这些定子内安装有一个或多个马达，这些马达通过泵来驱动流体。通过
向液体提供能量而增加液体的流体压力可以驱动液体而将液体从泵的进
口传送到泵的出口。不过，这种能量会产生几种不必要的副作用。如何
在不损害泵送效率的情况下消除这些副作用已经成为泵这个领域中的许
多研究开发的目标，特别是在涉及到处理敏感性流体情况下，例如易爆
性流体、血液等。
在涉及泵的时候，不同部件的外形、尺寸、组装以及相对位置和泵
的固定和可动表面都是需要进行限定的方面和参数。这种设计的最终的
目标是为了使得泵的效率最大化且使得在推动流体的过程中传递给流体
的能量所产生的副作用最小化或者完全没有副作用。特别是在设计血液
泵的情况下，需要达到的目标是使得泵具有最高的效率，同时在运转过
程中不会存在使得血液被损坏和/或导致血液凝聚的副作用。另一个重要
的目的是为了使得泵的尺寸最小化。
在泵的旋转过程中所传递的能量所导致的副作用包括在泵的固定和
可动部件的表面所产生的二次流或侧流、涡流、气穴以及液流的分离。
采用欧拉(Euler)方程可以用数学的方式确定流过带有叶片的的旋
转泵的连续液流的特性。根据欧拉方程，转子施加的压力能与速度的切
向分量的增量成正比。通过常见方案的图1中所示的所谓的速度三角可以
对欧拉方程进行分析。矢量表示流动表面上的平均速度，而图1中所用的
字母标记为：
ω 角速度
R 半径
u＝ω.R 旋转速度
C 绝对速度
W 相对速度
Cu 绝对速度切向分量
标记1为泵的入口
标记2为泵的出口
用在通常的旋转泵上的欧拉方程为：
( R . C u ) 2 - ( R . C u ) 1 = g . H η . ω ]]>
其中，
H 为水头
G 为重力加速度
η 为效率
如果Cu1＝0，那么
C U 1 = g . H R 2 . η . ω ]]>
这就是传统泵结构为什么要在泵的出口处带有定子叶片的原因，因
此，试图要尽可能减小速度的切向分量并将该动能转变成压力能。
尽管通过例如减小或消除上述切向分量而在消除或至少降低上述副
作用方面已经作出了多方面的努力，但是迄今为止还没有找到解决方案。
当涉及到较小的雷诺(Reynold)数时，也就是当人们在操作较小的泵和
/或粘性液体，无论叶片的形状或数量如何，泵出口处的定子叶片都不能
有效地减小速度的切向分量并将动能转变成压力能。因此，这就会在定
子叶片上形成液流分离和侧流，而液流分离和侧流会造成和血球溶解和
血液凝固。
现有的一种轴流旋转泵包括一个大致成圆柱形的的壳体和/或定子，
这些定子内安装有一个或多个马达，这些马达通过泵来驱动流体。通过
向液体提供动能而增加液体的流体压力可以驱动液体而将液体从泵的进
口传送到泵的出口。不过，动能在对流体进行推动时会产生几种不必要
的副作用。如何在不损害泵的泵送效率的情况下消除这些副作用已经成
为泵这个领域中的许多研究开发的目标，特别是在涉及到处理敏感性流
体情况下，例如易爆性流体、血液等。
提到血液泵，都知道是那种用于泵送血液的旋转泵，特别是那些植
于人体内的旋转泵，用作循环辅助设备，这些旋转泵会对血液造成严重
的损坏，例如血球溶解。血液受到损害的高低依赖于多方面的因素，其
中一个主要的因素是作用在红血球和血小板上的剪切力或剪应力较高，
这些应力都出现在彼此相对运动且彼此比较接近或者更严重的是彼此相
互接触的泵送元件之间的区域。
根据国家健康研究所(NIH)的公开号为85-2185题目为“血液材料
内在作用指南”，受到剪应力损坏的红细胞和血小板的数量依赖于应力
的强度或大小以及确定量的血球容量计内红细胞和/或血小板暴露在应
力的时间。该血球容量计计量的是红细胞在血液中的体积百分比。图3所
示的的血液遭受破坏的试验结果，采用对应于血液对剪力的耐受性的曲
线进行说明，其中剪应力用Y轴表示，而X轴表示暴露的时间。曲线上的
区域对应于重大的微粒破坏。其显示红细胞所能耐受的剪应力低于
10dynes/cm2。在旋转血液泵中有许多区域，例如，在流体动力支承壳体
和在泵叶片的周边和固定壳体、腔体或定子的内表面之间的缝隙或间隙
内的区域，其中由转子和壳体表面之间的相对运动所产生的剪力和应力
大于上述所能耐受的应力值。
因为支承腔内的流体压力增加，流体动力支承在支承相对运动的机
械元件时显示出良好的特性。这种作用需要一种重要的环形流动以保证
泵的零需运转，且由于泵元件之间存在对速度而使得剪应力较高。由于
叶片的高压侧和叶片的低压侧在该周边处连接在一起，因此在叶片的周
边和壳体的内表面之间的缝隙内会产生一个较高的压力降。此外，和在
流体动力支承中一样，由于在该区域内存在流速的梯度，因此剪应力也
较高。
血液是一种由血浆和几种具有不同密度的悬浮微粒组成的组织。血
浆是血液的液体部分且由大约90％的水构成。尽管血浆不受到上述剪力
的影响或者影响程度几乎没有，但是象红细胞这样的微粒也可能会受到
这种剪力或应力的破坏。
尽管人们已经作了多方面的努力以解决或者至少减少旋转泵的上述
问题，特别是旋转血液泵的问题，但是依然存在这样一种需求，即，要
求血液旋转泵带有降低或消除有害的剪力和特别是在转子和定子或壳体
之间的间隙内存在的应力，剪力是对血液的完整性造成破坏的重要原因。
下述专利描述了为解决与旋转泵相关的特别是与旋转血液泵相关的
上述缺陷所作出的努力。
John C.Moise的美国专利US4,908,012公开了一种可植入式心室辅
助泵，该泵具有管体，泵的转子和定子同轴安装在该管体内，而清洗流
体被引入泵的定子叶片中以避免在血液管道的壁面内产生不连续性。该
被引述的专利的目的是为了减小植入物的尺寸，并通过降低震动、使穿
过皮肤的管道最小化和将泵所产生的大部分热量导入血液中从而使得受
到感染的危险最小化。而该专利既没有提到剪应力的问题被发现，也没
有提到解决该问题。而且也没有提到流体的动能，且实际上在定子叶片
的设置方面也没有减小流速的切向分量。
Guy B.Lemieux的美国专利US5,209,650公开了一种使得有电动机和
叶轮组件一体化的泵，该叶轮组件在定子壳体内转动并被支承在流体静
力径向推力轴承上，从而不必设置外部密封或摩擦式支承。正如在该说
明书中所清楚的公开的那样，该发明提出的问题是机械密封的泄漏和轴
承的磨损。没有提及剪力和剪应力问题。尽管Lemieux专门论及到了使得
来自于第二级整体转子叶轮组件的液体慢慢地混合的倾斜固定导叶，但
是却没有考虑到血液流动的动能和切向分量问题，而且无论怎样，通过
该专利所公开和描述的那样使得轴向转子和轴向定子分离也不能克服这
种问题。
Richard J.Bozeman的美国专利US5,678,306公开了一种方法，这种
方法通过优化现有泵送元件中的一些血液泵结构参数和变化来降低对血
液的破坏。该方法包括，选择一些必定会对血液破坏有影响的泵的构成
元素，例如叶片和壳体之间的间隙、叶轮叶片的数量、倒圆或平坦的叶
片边缘、叶片进入角的改变、叶轮的长度等。选出这些元素中的每一个
的结构变量并将这些变量列在一个矩阵中进行结果比较。对每个变量进
行测试并确定出该血液泵对血液造成的破坏总量，并最终选出各个泵的
构成元素的最少溶血变量作为最优元素。尽管在涉及血液破坏以及壳体
和叶片之间的间隙方面进行了考虑，但是并没有试图在不提供任何装置
来密封叶片外周边处的间隙的情况下通过改变间隙尺寸和叶片—壳体几
何形状来解决该问题。
Kletschka的美国专利US5,055,005公开了一种流体泵，这种流体泵
带有一个电磁驱动的旋转叶轮，该叶轮被局部反向流体力轻轻托起，叶
轮轻轻浮起消除了驱动机械中对轴承和密封件的需求。在轻浮区域处产
生的导致血液被破坏的剪应力相当高。但是在涉及在这种条件下防止血
液遭受破坏的的装置方面却没有作出考虑。
Issacson的美国专利US4,382,199公开了一种用于一种马达的流体
动力支承，该马达用于驱动人工心脏的泵。该马达的定子具有一孔，带
有叶轮的转子在该孔中可以滑动和转动。转子和叶轮都被这样流体动力
支承着，即流体使得整个转子/叶轮组件具有完全悬浮起来的趋势。相当
清楚的是，在转子组件和马达定子之间将会存在较高的剪应力而没有设
置有效的装置来解决该问题。
Golding等人的美国专利US5,049,134公开了一种血液泵，该血液泵
在旋转叶轮的端部带有两个流体动力支承。该支承涉及出于润滑和冷却
的目的而推动血液穿过泵的螺旋输送器。此外，可旋转的叶轮包括一个
孔，该孔使得血液从叶片连续地流向流体动力支承。在流体动力支承内
的剪应力高到足以能够破坏血液，而该专利却没有为该问题提供任何解
决方案。
其他参考，例如Dean的美国专利US3,083,893、Richter的美国专利
US3,276,382、Snyder的美国专利US2,470,794、以及Fuller的美国专
利US1,071,042提供了两个或多个转子泵，但是他们没有提出如何处理血
液和如何密封转子和壳体之间间隙的问题。
因此，使得旋转泵尤其是旋转血液泵的元件数量最少，且使之能够
提供连续的液流，而其应力最小或者没有，特别是会对循环流体尤其是
旋转血液泵内的血液产生损害并对流体的整体性产生影响的剪应力或剪
力最小或者没有。
发明概述
因此，本发明的目的是为了提供一种旋转泵，该旋转泵用于推动流
体，特别是那种受到保护以防止受到任何损害的流体，尤其是血液，其
中旋转泵包括至少一个转子，一壳体以及用于在转子和壳体之间的缝隙
或间隙处形成密封和/或支承的装置。
本发明的的另一个目的是为了提供一种带有密封装置的血液泵，该
血液泵包括，向转子和壳体之间间隙提供一部分旁通血液，该部分血液
主要由不含红细胞的血浆构成，因此能防止固体微粒和红细胞遭受损坏。
本发明的另一个目的是微粒提供一种旋转血液泵，该血液泵包括至
少一个转子，一壳体以及以及一个装置，该装置为了形成密封和/或支承
的目的使一部分血液在泵送作用下旁通到转子和壳体之间的间隙中，由
于转子的旋转，由于血液的质量而产生的离心力的结果，这部分血液在
泵送位置受到处理后主要由血浆和其他微粒构成，特别是不含有红细胞。
因此，为了密封和/或支承的目的，这部分旁通血液中没有红细胞，否则
受到转子和壳体之间的间隙出产生的剪力的影响。
而且，本发明的还一目的是提供一种用于旋转泵的流体动力密封装
置，这种类型的泵包括至少一个转子，该转子安装在定子壳体中，该转
子包括轮毂，在转子的周边和壳体之间限定有一间隙，该密封装置包括
至少一条位于转子内的管道，该管道在泵送作用下导引一部分旁通流体，
该管道的出口位于转子的周边，而其进口相对于出口径向向内，其中该
旁通的部分流体从管道的入口进入并从管道的出口流出，并进入间隙中，
从而在转子和壳体之间形成高压液封。
本发明的另一个目的是提供一种驱动流体的旋转泵，尤其是血液泵，
这种泵包括一个固定壳体，至少一个在该壳体内转动的转子，该转子包
括一个轮毂以及至少一个在该轮毂内的推进叶片，该推进叶片用于推动
流体，在转子周边和固定壳体之间的间隙，以及至少一条在转子内的管
道，该管道用于在泵送作用下导引一部分旁通流体，该管道的出口为转
子的周边，其入口相对于出口径向向内，其中，这部分旁通流体从管道
的入口进入并从管道的出口流出，并进入该间隙中，从而在转子和壳体
之间形成高压液封。
本发明的另一个目的是为了提供一种连续的轴流泵，该轴流泵以一
种连续流态推动流体而不会有副作用，从而使其对流体的损害最小或消
除这种损害，该轴流泵具有至少一级，包括外壳和转子装置，该转子装
置安装在壳体中，该转子装置包括至少两个彼此反向旋转的相邻转子。
联系附图与说明将会对本发明的上述和其他的目的、特征以及优点
有更深的理解。
附图简要说明
本发明以例举的方式图释于下述附图中，其中：
图1是本发明的血液泵的第一实施例的局部剖视图；
图2是图1所示的血液泵的整体剖视图；
图3是一个X-Y图表，表示出了血小板和红细胞对剪应力的耐受性以
及暴露的时间；
图4是沿图2中的IV-IV截面线所作的剖视图；
图5是一个表示在流体动力支承内离心力根据转子的半径而变化的
图表；
图6是沿图2中的VI-VI截面线所作的剖视图；
图7是沿图2中的VII-VII截面线所作的剖视图；
图8是本发明的血液泵的第二实施例的局部剖视图；
图9是图8所示的血液泵的整体剖视图。
优选实施例的说明
现在详细地参看附图，从图1和2中可以看出，本发明的优选实施例
是一个旋转泵，尤其是一种旋转血液泵，采用一个总标记P来表示。
首先假设，流动方向和感觉为采用箭头F表示的从左向右的方向，该
泵最好包括一个上游转子1和相邻的下游转子2，这两个反向旋转的转子
位于具有凹进部分4的外壳定子或壳体3内。转子1包括：带有推进叶片6
的轮毂5，叶片6为至少一个叶片或者最好为四个螺旋叶片。转子1包括包
括一个轴向同心带环7，该同心带环的内表面与叶片6的周边相连，而其
外圆周表面8面对壳体的内表面并与壳体内表面略微分离从而限定一个
流体动力间隙或缝隙9。带环7内含有永磁体10，以便使得转子1在绕轴线
1同轴缠绕的定子线圈12的磁性作用下在壳体内旋转，该定子线圈12包围
着带环7或者轴对称的带环以及磁体10。尽管本发明的泵优选是具有两个
相邻的转子1和2，但是本发明也可以很容易地适用于带有一个转子例如
转子1的泵。
假设该泵只具有一个转子，即转子1，血液从该图的左侧抽进来，并
在叶片推进作用下顺着壳体导引到该图的右侧。由于限定转子周边的带
环和壳体之间的相对运动，就会在间隙或缝隙9内产生较高的剪力或剪应
力，更确切地说是在带环的外圆周表面8和壳体3的内表面之间会产生较
高的剪力或剪应力。在这种剪力的作用下，血液中的微粒会遭受到严重
的破坏，但是血液却又必然要进入该间隙中以给予转子流体动力支承。
换句话说，壳体内的血液完全使得转子悬浮起来，但是血液却承受着该
悬浮区域内即泵的间隙内的破坏性剪力。
按照本发明，既可以采用血液获得这种理想的支承，又不会使得血
液的整体性承受这种破坏性的应力。更具体地说，从血流中分离出来
一部分由血浆构成的血液并使之旁通到该间隙或缝隙中用于支承和密
封。这部分旁通血液只要其微粒如红细胞的含量比较低就不会受到剪力
的影响。红细胞对于象出现在转子和壳体之间的间隙内的压力和剪力具
有较好的敏感性。
按照本发明，设有一个将这部分旁通血液导入该间隙内的装置，该
装置包括至少一个位于转子内的管道13，该管道的出口14位于转子的周
边，而其入口15则相对于出口位于径向向内的位置，其中这部分旁通流
体从入口15进入并从出口14出来并进入缝隙9中，从而在转子和壳体之间
形成高压液封。更特别的是，该管道包括：一第一部分或第一管道16，
该第一管道16从入口15处径向向转子的中心延伸，从而将所述的旁通流
体部分导入转子的中心；一第二部分或第二管道17，该第二管道17与第
一管道连通，该第二管道从转子的中心径向地向出口14处延伸，从而将
这部分流体从转子的中心导向出口并导入该缝隙中。
由于入口15相对于出口14的位置径向向内地位于转子内，管道13运
转起来就象一个离心泵。第一管道16将会吸入靠近轮毂5的圆周表面的血
液并将这部分旁通血液导向位于带环7的外周表面处的径向向外的出口
14处。轮毂5、叶片6以及带环7优选为一整体构件，且第二管道17穿过轮
毂、叶片以及带环。在泵送作用下，血液，更具体地说是在转子区域的
血液受到旋转运动的作用，这种旋转运动使得血液中较重的微粒被径向
向外推向泵的周边，也就是说，被推向壳体。作为这种效应的结果，红
细胞从轮毂的外周表面18径向向外分离，而血浆靠近轮毂的表面18。由
于入口15位于轮毂15的表面18上，因此进入入口的大部分血液将会由不
含红细胞或者红细胞含量非常低的血浆构成。
除了前述效应外，本发明的该装置能够分离血液的悬浮微粒，例如
可能会被剪应力破坏的红细胞。在管道16的入口区域，这些微粒会从血
浆中分离出来，因为管道的侧壁受到旋转运动的作用。在这种运动的作
用下，血液微粒被迫顺着一条与以恒定的速度顺着一条直线段运行的自
然趋势相反的曲线通道运行。这会给这些微粒施加一个由于旋转运动产
生的惯性力，也就是离心力，该离心力能够防止比血浆重的微粒进入管
道中。随着管道的半径越接近位于间隙处的管道出口而越大，在其叶轮
区域的管道17运转时象一个离心泵一样使压力增大。
在高剪应力区域内的密封和/或支承效果，也就是在叶片和壳体之间
的间隙内的密封和/或支承效果可以通过将微粒含量较低的旁通部分血
液导入间隙内而实现。这种密封在将血液中的微粒分离并将流体导入泵
的具有较高剪应力的区域方面比较有效。对于给定的管道直径和给定的
转子旋转速度，可以限定和控制导入泵的具有较高剪应力的区域内的具
有较低微粒含量的血浆的量。
在具有两个转子1和2的优选实施例中，本发明以下面将要进行描述
的类似方式工作。转子2包括一个带有推进叶片20的轮毂19，该叶片为至
少一个叶片或者优选为四个螺旋叶片。转子2包括包括一个外部同轴的同
心带环21、或者称之为轴对称带环，该带环的内表面与叶片20的周边相
连，且带环的外周表面面对着壳体的内表面并略微与壳体间隔开，从而
形成一个流体动力间隙或缝隙23。带环212包括永磁体24，以便使得转子
2在定子线圈25的磁性作用下在壳体内绕轴线11旋转，该定子线圈绕轴线
11缠绕并包裹着带环21和磁体24。
如上所述，在转子外周边之间，由带环21的外周表面所限定的间隙
或缝隙23内，会产生较高的剪力或剪应力。为了抵销这种效果，设置了
如转子1中的密封装置。这种装置包括至少一个位于转子内的管道26，该
管道的出口27位于转子的外周边，而其入口28相对出口位于径向向内的
位置，其中该旁通流体部分从位于轮毂19的外周表面31处的入口28进入
并从出口27流出并进入缝隙23中。更具体而言，该管道包括一第一部分
或第一管道29，该第一管道29从入口28处径向向转子的中心延伸；一第
二部分或第二管道30，该第二管道30与第一管道连通，该第二管道从转
子的中心径向地向出口27处延伸。
图4所示的是沿图2中的截面线IV-IV所作的管道26的第一部分29的
剖视图。如图4所示，第一部分29实际上是一个形成于轮毂19的内壁之间
的圆柱形通道。中心部分34保持了轮毂部件的整体性，该轮毂被通道29
分开，且小孔35设置在该部分34上以保持通道29和30流体连通。尽管为
了清楚起见是沿着转子2的管道29所作的截面线IV-IV，但是转子1的管
道16的结构也是一样的，管道16的通道也是象圆柱形一样，而且也具有
带小孔的中型支承部分。
图6所示的是沿图2中的截面线VI-VI所作的管道13的第二部分17的
剖视图。尽管为了清楚起见是沿着转子1的管道17所作的截面线VI-VI，
但是转子2的管道30的结构也是一样的。
图7所示的是沿图2中的截面线VII-VII所作的转子1的剖视图。尽管
为了清楚起见是沿着转子1所作的截面线VII-VII，但是转子2的结构也
是一样的。
尽管转子1和2的具有第一和第二管道16、17、29、30的管道13和26
都已经图示与转子1、2的下游端，但是这种管道业可以设在转子的任何
其他位置，只要入口相对于管道的出口位于径向向内的位置就可以。
下面，将对作用在血液和旁通流过管道12、26的那部分血液上的旋
转运动的离心作用进行解释。当进行解释时只涉及到其中一个转子，但
是相同的理念也适用于另外一个转子。当转子旋转时，侧壁33也以角速
度ω旋转，管道中的在转子中心处的压力要低于管道入口处的压力。由于
存在这种压力降，血液就会从入口15、28进入，血液微粒在其中受到离
心力的影响，该离心力由下述方程确定：
Fcentr＝mω2r
其中：
Fcentr： 离心力
m： 微粒质量
ω： 角速度
r： 微粒距离转子纵轴线的距离
质量大于血浆质量的微粒会受到较大离心力的作用。图5显示，离心
力在管道入口15、28处的值最大，在该处，微粒分离程度最大。因此，
旁通血液部分在到达轮毂中心时其微粒含量最少。该部分血液以一定的
能量从轮毂的中心向外流经管道部分17、30，该能量的大小可以通过伯
努力方程以数学方式表达出来，以转子旋转所参照的坐标系统：
w 1 2 2 g + p 1 γ - ( r 1 ω ) 2 g = w 2 2 2 g + p 2 γ - ( r 2 ω ) 2 g + Δh - - - - ( 1 ) ]]>
其中：
w： 管道内的相对速度
p： 压力
ω： 转子的角速度
g： 重力加速度
γ： 单元重量
Δh： 在入口和出口之间的血液的能量下降
标记1指的是入口部分
标记2指的是出口部分
对方程(1)的各项进行重新整理可得出下列方程：
p 1 - p 1 2 g = ω 2 2 - ω 1 2 2 g + ω 2 ( r 2 2 - r 1 2 ) 2 g - Δh - - - - ( 2 ) ]]>
如果入口断面和出口断面相同，那么流体在管道内的相对速度是恒
定的；
w1＝w2
流体在入口和出口之间的能量下降与经管道循环流动的流量成正
比，
Δh = ξ Q 2 2 g ]]>
其中：
Q：为管道中的循环流量，
ε：为管道的阻尼系数，它与管道的长度、直径以及截面积有关。
将系数ε代进等式(2)中：
p 2 - p 1 2 g = ω 2 ( r 2 2 - r 1 2 ) 2 g - ξ Q 2 2 g - - - - ( 3 ) ]]>
p1、p2以及ε的值与泵中的流动条件和泵的泵送速率有关。R1的r2
值在泵的设计过程中可以进行选择。在管道内流通的流量Q由方程(3)
限定。Q的值对于流体动力密封该支承的间隙或缝隙是比不可少的，且也
可以根据方程(3)通过从管道形状、管道长度、尺寸以及直径中选择出
一种适当的组合来确定该值。
尽管已经对本发明的具有密封/支承装置和凹进部分4的泵进行了图
释和描述，但是，本发明的泵可以包括仅有两个相邻的叶轮或转子1、2。
叶片6相对于叶片20以相反的方向盘绕。转子1、2按照本发明的构思绕泵
的轴线11向相反的方向旋转。根据这些旋转方向，图1的左侧对应于泵的
入口F，而图的右侧为流量的出口。优选的是，转子1、2的外端制作成锥
形，以便适于流体的流动。转子1、2的内部彼此面对的末端彼此邻近，
从而当转子1为入口转子且转子2为出口转子时，转子1的出口靠近转子2
的入口。术语“入口”以及“出口”被用来称呼位于泵的入口侧的转子
和称呼位于泵的出口侧的转子。显而易见，泵的入口和出口依赖于转子
的旋转方向。
转子1以一种普通的方式安装在壳体内，优选是安装在一种圆柱形或
管状壳体内，且定子马达元件12、25用来驱动转子。第一转子1在定子马
达12的驱动作用下旋转并将能量传递给液流，特别是血流，并增大液流
速度的切向分量。转子2在定子马达元件25的作用下旋转并将压力能传递
给液流，并消除上述切向分量在泵的出口侧对于水头以及排出或输出量
的给定组合。叶片6、20绕转子盘绕，更确切地说，叶片在转子上以螺旋
方式延伸，其中叶片6的螺旋方向定义为第一方向，而叶片20的螺旋方向
为与第一方向相反的第二方向。
按照本发明另一实施例，图8、9显示了一种不同于上述实施例的旋
转泵，其中，该第二实施例的壳体不具有用来容纳转子的凹进部分，而
是转子通过安装装置被安装在壳体内。
F表示流动方向和流动感觉，该泵优选包括一上游转子35和一相邻的
下游转子36，这两个转子在管状壳体、定子或壳体37内反向旋转。转子
35、36可以通过一根主轴(未示出)连接起来，从而绕相同的轴朝不同
的方向旋转，而且，如果需要的话，两者也可以具有不同的速度。转子
35、36分别包括一个轮毂39、40，该轮毂带有至少一个推进叶片41、42，
每个转子优选是具有四个螺旋叶片。
轮毂39、40包括永磁体55、56，用来使得转子在定子线圈43、44所
诱生的电磁场的作用下旋转。
转子的外周边由叶片41、42的最外部的圆周表面或外周边缘45、46
限定，在边缘45、46和壳体37的内表面之间限定有一个缝隙或间隙47、
48。转子35、36通过安装装置安装在壳体的内侧，该安装装置能够将两
个转子保持在壳体上。该安装装置包括各自的锥形支承件49、50以及一
个共同的中心支承件51，这些支承件49、50以及51通过各自的导叶52、
53以及54连接到壳体上，这些导叶52、53以及54绕这些锥形支承件和中
心支承件在圆周方向隔离。该支承装置，即锥形支承件、中心支承件以
及导叶通过固定装置固定到壳体上，例如采用螺纹连接和焊接等。轮毂
39、40通过适当的轴承装置可旋转地安装在支承件49、50以及51上，例
如通过球轴承，滚针轴承等，这些都已示意性地表示出来并用标记57、
58以及59指代。
本发明的密封和/或支承装置以和上述第一实施例中所采用的相同
的方式布置在转子内，除了没有设置与转子同心的带环外，叶片边缘45、
46不受遮盖构件的限制并直接面对壳体的内表面。象在本发明的第一实
施例中一样，通过向缝隙内供给一部分血液可以抵销缝隙47、48内的剪
力。更特别的是，从血流中分离出一部分由血浆构成的血液并使其旁通
到该间隙或缝隙中起到密封作用。这部分旁通血液受到剪力的影响会最
小，只要其红细胞含量足够低。
按照本发明的第二实施例，将这部分旁通血液导入该间隙的装置，
包括至少一个分别位于各个转子35、36内的管道60、61。每个管道60、
61具有至少一个出口62、63以及至少一个入口64、65，该至少一个出口
62、63位于转子的周边，也就是位于叶片41、42的外周边缘45、46，该
至少一个入口64、65相对于该出口位于径向向内的位置，即位于轮毂39、
40的外周表面。这部分旁通血液从入口64、65进入并从出口62、63处流
出并镏金间隙47中，从而分别在叶片外周边缘和壳体之间形成高压液封。
更优选的是，各管道包括：一第一部分或第一管道66、67，该第一管道
66、67从入口64、65处径向向一中心管道延伸，从而将所述的旁通流体
部分导入转子的中心管道；一第二部分或第二管道70、71，该第二管道
70、71与中心管道流体连通并从转子的中心径向地向出口62、63处延伸，
从而将这部分流体从转子的中心导向出口并导入该缝隙47、48中。
通过基本上和第一实施例中相同的效应，血液进入到入口64、65
中，且由于这些入口相对于出口62、63径向向内地位于转子中，因此，
管道60、61就会例如象离心泵一样工作，从而在入口出吸入其红细胞含
量最低的部分血液，这部分血液流过导管66、67，经中心管道68、69，
并通过导管70、71和出口62、63被导入间隙47、48中。和在图1所示的实
施例中一样，该泵可以包括仅仅一个采用本发明技术的转子。更特别的
是，根据本发明，图8、9中的泵可以包括一个带有该密封装置60、62或
64的转子35，而没有转子36，但是具有支承件49、51、52、54，这些支
承件设置在其在该图中所示的位置上。
尽管已经对本发明的优选实施例图释和描述，但是，对于本领的普
通技术人员来说，在不脱离附后的权利要求书所限定的本发明的范围的
前提下，在其中进行各种改变和改动是显而易见的。