用于短期使用的可移除式机械循环支持装置

摘要

临时性的可移动的机械循环支持心脏辅助设备具有至少两个螺旋桨或叶轮。每个螺旋桨或叶轮具有围绕旋转轴线布置的多个叶片。叶片构造成泵送血液。两个螺旋桨或叶轮沿彼此相反的方向旋转。该设备可以构造成通过微创手术植入和移除。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求于2018年4月4日提交的美国临时专利申请No.62/652,820和2018年6月5日提交的美国临时专利申请No.62/680,954的优先权，出于所有目的将上述美国临时专利申请中的每一者的全部内容通过参引并入本文。通过其优先权或以其作为优先权而与本申请相关的任何和所有申请的全部内容均通过参引并入本文。

背景技术

本发明涉及用于在充血性心力衰竭(CHF)的情况下辅助或替代自体心脏功能的机械循环支持装置(MCS)，也称为机械循环支持设备(MCSD)。本发明还涉及可经皮植入的心血管支持装置(PICS)和可经皮植入的临时性机械循环支持设备(TAD)。

CHF患者通常由于自体心脏功能(泵)不良而具有低的心输出量状态。这进而导致器官灌注不良和心力衰竭的症状，包括疲劳、气喘和总体感觉不适。在心力衰竭中，肾脏也会因灌注不良而受损，并且肾脏的功能通常会大大恶化(一种称为“心肾综合征”的状况)。肾功能不良意味着患者感觉更加不适，并且必须取消重要的药品，因为这些药品可能会进一步不利地影响肾脏功能。

CHF是常见的并且是重大的医疗保健负担。CHF的严重程度从I期至IV期进行分级。一旦确诊，患者在4至5年从I期发展至IV期然后死亡。IV期患者在休息时喘不过气，是心脏移植的候选者，并且药物被认为是姑息治疗。充血性心力衰竭(CHF)是西方世界男性和女性死亡的主要原因，约2％的人口受到影响。仅在美国，患有CHF的患者就有570万，并且每年的治疗费用超过372亿美元。在西方世界，目前的供体心脏供应仅满足需求的约12％。该百分比高于实际数字，因为计算中未包括大多数潜在的受捐者；这些潜在的受捐者由于并发症或缺乏匹配的供体而被认为不适合移植。这种不足导致了作为移植替代选择的MCS设备的开发。MCS设备价格昂贵并且需要进行侵入性心脏手术(胸骨切开术或胸廓切开术)。植入会带来重大风险。由于并发症，并非所有候选者都适合MCS。

大多数永久性MCS设备辅助心室并且在使用中连接至心室。这些设备被称为心室辅助设备(VAD)，并且设计成驱动与自体心脏内的在心室与主动脉之间的流平行的血流。换句话说，这些设备被设计为左(或右)心室辅助设备(LVAD或RVAD)、使相应的心室的负担直接解除的泵送设备。这种“平行”构型涉及设备和心脏共用，并且因此涉及针对入口流的竞争，这可能会扰乱心脏的正常功能。心肌的再生可能会受到阻碍，并且心脏无法泵送至其最佳容量。这些VAD中的大多数VAD的入口均与心脏的左心室的顶点接通，并且因此，这些VAD中的大多数VAD的入口的安装需要进行大的胸骨切开术或胸廓切开术以及心肺旁路(CPB)，即心脏在长时间的手术操作期间停止，以进行永久性安装。借助VAD的患者的存活率很低。

由于效率低下，现有的MCS/VAD设备通常需要比纯粹从理论的角度来看向血液赋予期望的动量所需的输入功率大得多的输入功率。过量的功率用于克服损耗。用于克服流量损耗的那部分功率会对血液造成不必要损害，从而导致溶血和/或血栓形成水平的增加，而对于具有更高流体动力学效率的设备而言，这是可以避免的。

进入临床的VAD用作置换(或脉动流)设备，所述置换(或脉动流)设备通过提供承担患者自身左心室功能的脉动流来模仿自体左心室。最广泛使用的置换脉动设备是诸如Abiomed，Inc.(Danvers,MA,USA(美国马萨诸塞州丹佛斯))的

已经开发了旋转(或连续流动)设备(第二代VAD)以克服脉动设备的缺点。如果患者的自体系统仍然提供一些脉动性，并且它们具有它们各自相对的优点(例如，运动部件更少、所需功率更低、没有人造生物瓣膜)和缺点(例如，控制复杂、较高的后负荷和较低的预负荷灵敏度、以及非自体流动模式引起的溶血和血栓形成)，那么现在就克服最初对无脉冲流的担忧。轴向旋转泵(所述轴向旋转泵以10,000rpm至20,000rpm操作)的示例是MicroMedCardiovascular，Inc.(Houston，TX，USA(美国德克萨斯州休斯顿))的

离心式血泵或径流式血泵通常比轴流式设备略微更大并且提供非脉动流，但是旋转速度通常比轴流式血泵慢得多(2,000rpm至10,000rpm)。尽管轴流式血泵是最小的VAD，但轴流式血泵是速度更高、压力上升更低的设备，而离心式VAD更适于承担心脏功能并且提供总压力上升和流量(约120mmHg和5L/min)。示例是演变成NEDO PI-601泵(动物研究)的Kyocera Corporation(京瓷公司)(Kyoto，Japan(日本京都))的Gyro C1E3。

第三代VAD是利用流体动力或磁悬置轴承代替第二代VAD的机械轴承的VAD。轴流式VADS的示例是：Berlin Heart AG(Berlin，Germany(德国柏林))的

先前设备的其他示例可以在以下专利中找到，所述专利中的每个专利均通过参引并入本文：美国专利No.4,625,712；美国专利No.4,779,614；美国专利No.4,846,152；美国专利No.5,267,940；美国专利No.6,632,169；美国专利No.6,866,625；美国专利No.7,238,151；美国专利No.7,485,104；美国专利No.8,075,472；美国专利No.8,371,997；美国专利No.8,545,380；美国专利No.8,562,509；美国专利No.8,585,572；美国专利No.8,597,170；美国专利No.8,684,904；美国专利No.8,690,749；美国专利No.8,727,959；美国专利No.8,734,508；美国专利No.8,814,933；美国专利No.8,870,552；美国专利No.8,900,115；美国专利No.8,961,389；美国专利No.9,028,392；美国专利No.9,107,992；美国专利No.9,138,518；美国专利No.9,162,018；美国专利No.9,211,368；美国专利No.9,295,550；美国专利No.9,339,597；美国专利No.9,364,593；美国专利No.9,370,613；美国专利No.9,387,285；美国专利No.9,474,840；美国专利No.9,555,175；美国专利No.9,572,915；美国专利No.9,579,433；美国专利No.9,597,437；美国专利No.8,376,707；美国专利No.2,308,422；美国专利No.8,814,933；美国专利No.9,572,915；和美国专利No.5,749,855。

发明内容

本发明的目的是提供一种可以以对患者较少的风险安装的设备，该设备减少了对心脏的正常功能的扰乱和/或该设备使对血液的损害最小化。

根据本发明的方面，提供了一种机械循环支持装置，包括：本体部分，该本体部分限定内部管腔；入口端口，该入口端口与管腔流体连通；出口端口，该出口端口与管腔流体连通；以及泵，该泵用于将流体流从入口端口朝向出口端口驱动，其中，入口端口布置成提供到人体的主动脉中的连接或与人体的主动脉处于连接状态。

该布置不需要直接与心脏进行任何连接，并且该布置可以使用微创手术来安装，相对于需要直接连接至心脏的布置，大大降低了与安装相关联的风险。例如，无需执行心肺旁路。降低的安装风险使该设备与现有的MCS/VAD设备相比更适合于早期CHF的治疗，例如适合于IV期早期CHF。在一些实施方式中，该设备可以适合于治疗III期或IV期CHF。该设备可能特别适于治疗III期晚期CHF或IV期早期CHF。

出口端口可以连接至主动脉中的下游位置，以便与自体心脏串联连接。这种类型的连接与并联于心脏工作的系统相比对心脏的正常功能的扰乱较小，并且可以有助于促进心肌的再生。附加地或替代性地，通过允许自体心脏泵送至其最佳容量，可以减少支持装置所需的额外泵送功率。

在实施方式中，串联连接通过将支持装置与降主动脉的一小部分并联连接来实现。在替代性实施方式中，降主动脉被中断，使得血流中的所有血流通过支持装置。

在其他实施方式中，出口端口连接在脉管系统中的其他位置处，例如连接在升主动脉中。在实施方式中，支持装置包括位于降主动脉中的一个出口端口和位于升主动脉中的一个出口端口。这样，一定比例的流出流被提供至升主动脉以更直接地支持冠状动脉流。在实施方式中，入口端口连接至一个或更多个其他策略性位置，比如连接至升主动脉，并且一个或多个出口端口如先前所描述的那样连接到降主动脉、升主动脉或降主动脉和升主动脉两者中。降主动脉出口在不影响脑血流的情况下，还具有针对肾脏(renal)、内脏(splanchnic)和其他器官的灌注的额外的优点。

在实施方式中，泵是离心泵。发明人已经发现的是，这种泵可以为循环的血液提供特别有效的动力。特别地，可以使不必要的血液剪切力和流体动力消散(压力随着流沿着设备通道减速而上升的效应)和湍流可以最小化，这进而使对血细胞施加的剪切应力最小化，因此使血细胞溶解(溶血)和血栓形成最小化。改善的泵送效率降低了电力需求，从而能够使电源变得更小且携带更舒适。另外，泵本身可以变得更紧凑。在替代性实施方式中，泵是混合流泵(例如，具有介于离心泵与轴向泵之间的特性的泵)。在又一实施方式中，泵是盘旋泵。在又一实施方式中，泵是轴向泵。

在实施方式中，泵构造成提供连续流而不是脉动流。发明人已经认识到，泵不必模仿由自体心脏施加的脉动流，特别是在安装成与心脏串联工作时。因此，泵可以更顺畅地与血流相互作用，从而进一步使对血液的损害最小化。另外，连续泵的效率可以比脉动泵进一步优化。血液的加速度和减速度被减小，从而减少了需要施加至血液的应力以及输入至泵的所需电力。在替代性实施方式中，泵构造成提供脉动流(与心脏同步或异步或不同的固定相位或可变相位)。

在实施方式中，支持装置包括电力接收构件，该电力接收构件构造成接收用于例如通过电磁感应经皮驱动泵的电力。替代性地或附加地，电力可以经皮供应。

根据本发明的方面，提供了一种机械循环支持装置，包括：泵，该泵构造成安装在人体中或处于安装状态，并且该泵构造成与自体心脏串联操作；以及用于电磁驱动泵的设备，该设备构造成安装至身体。因此，提供了一种适合于“永久”安装的支持装置(例如，使得患者可以在安装并操作该支持装置的情况下离开医院)，并且该支持装置提供了与自体心脏串联而非并联的泵送动作。

产生完全生理压力上升(约120mmHg)的MCS、比如与心脏并联的VAD，可能会对血液造成极大的损害(例如溶血)，尤其是在CHF的晚期。与心脏(即左心室)串联安装的MCS可以利用自体心脏的现有的压力上升并且提供累积的压力上升。本文中公开的是构造成用于主动脉、特别是降主动脉中的串联安装的MCS的实施方式。降主动脉内的安装有利的是有益于经由微创手术(例如，经皮安装或胸腔镜)进行安装，这会对患者、特别是患有CHF的患者产生更好的效果(例如，降低的发病率)和较短的恢复时间。此外，微创外科手术通常可以在地区医院由脉管外科医师来执行，而不同于对于安装VAD通常所需的通常必须由危症监护病房的心胸外科医师来执行的立体镜检查程序。安装在降主动脉内是进一步有利的，因为MCS插入位置(intercept location)在由颈动脉供给的脑血流的下游，从而降低了脑血栓栓塞或中风的风险。由安装在降主动脉中的MCS破坏的任何血液在到达脑血流之前被泵送至肾流入动脉以及其余的全身和肺灌注系统。安装在降主动脉中的MCS必须注意不要建立如此大的压力上升，以致上游血液对脑血流的灌注不会被MCS的抽吸抑制或窃取。

MCS可以设计有针对CHF的特定阶段而特别构造的操作条件。例如，设计成用于II期晚期或III期早期CHF的MCS可以提供20mmHg至50mmHg的压力上升，而设计成用于III期晚期或IV期早期CHF的MCS可以提供40mmHg至80mmHg的压力上升，以更好的替代衰竭的心脏。与心脏串联安装的MCS的降低的压力需求可以通过降低对血流的阻力来有效地减少心脏上的负荷(后负荷减少)，这可以有利地提供针对患病组织再生的心脏的增加潜力。与产生较大压力上升的MCS比如VAD相比，具有少于完全生理压力上升的MCS通常将需要较少的电力，并且将变得更小且重量更轻。串联安装的MCS可以构造成将健康个体的生理流量维持为约5L/min。MCS可以以连续流泵送血液，而自体心脏可以在总灌注中维持脉动性。在替代性实施方式中，MCS可以提供脉动流。这种脉动流可以例如通过使叶轮在MCS壳体内轴向振荡来建立。

涡轮机仅在非常窄范围的压力上升、流动速率和旋转速度规格内有效地操作，所有这些均转化为涡轮机械翼型件的窄范围的最佳迎角(进入流的角度)。因此，例如构造成产生120mmHg压力上升的涡轮机——比如设计成用于与左心室并联植入的VAD——如果不是安装在降主动脉中并且以低得多的压差(例如70mm Hg)操作，则操作效率将大大降低。例如，在低于涡轮机的配置压差下操作涡轮机将：以与所设计的压力上升、流动速率和旋转速度相比大不相同的方式操作；偏离针对涡轮机叶片的迎角而设计的最佳条件操作；将不能有效地工作；并且将造成不必要的血液剪切、湍流、失速和损耗。相比于最佳设计的操作条件的这些偏差将增加血液创伤，并且降低用于在该位置中使用的设备效率和功效。

本文中公开的是MCS设备和系统以及安装和/或使用MCS设备治疗CHF的方法的实施方式。在各种实施方式中，MCS是离心泵，包括：叶轮，该叶轮悬置在壳体中；入口，该入口将血流从自体脉管系统沿轴向方向引入至叶轮；以及扩散器，该扩散器具有沿着叶轮的圆周定位的进入口和将血流返回至自体脉管系统的出口。叶轮可以以非接触的方式磁性地悬置在壳体内并且利用电磁马达旋转。植入身体内的外部控制器可以向MCS提供电力并且控制电气操作。MCS可以由内部电池和/或外部电池供电。内部电池可以通过由皮或经皮能量传递系统被再充电，和/或电力可以通过由皮或经皮能量传递系统从外部电池输送。在各种实施方式中，MCS特别适于III期晚期和/或IV期早期CHF，并且MCS产生约40mmHg至约80mmHg之间的压力上升，并且维持大约5L/min的流量。

在一些实施方式中，用于辅助心脏支持的机械循环支持装置包括：壳体，该壳体包括主体；入口，该入口构造成将来自人体主动脉的上游部分的血流引入到主体中；以及出口，该出口构造成将血流从主体返回至人体主动脉的下游部分。支持装置还包括叶轮，叶轮定位在壳体的主体的内部容积内，以接收来自入口的血流，所接收的血流的方向限定纵向轴线，其中，叶轮包括用于泵送血液的多个叶片，所述叶片围绕纵向轴线布置，以限定外部圆周。叶轮构造成围绕纵向轴线旋转以将血液以离心的方式朝向外部圆周泵送。支持装置还包括与壳体形成为一体或接合至壳体的扩散器，扩散器构造成接收从叶轮流出的血液并且将血液流引导至出口。扩散器沿着叶轮的外部圆周的至少一部分向壳体的主体的内部容积至少部分地敞开。

叶轮可以是带罩叶轮。带罩叶轮可以包括叶片通道腔室、形成叶片通道腔室的顶板的上部部分以及形成叶片通道腔室的底板的下部部分。上部部分可以具有沿着纵向轴线从叶轮的顶部延伸至叶片通道腔室的上部通道。下部部分可以具有沿着纵向轴线从叶轮的底部延伸至叶片通道腔室的下部通道。叶片可以从内部圆周围绕纵向轴线延伸至外部圆周，叶片在叶片通道腔室的底板与顶板之间轴向延伸以将上部部分和下部部分接合在一起。

壳体还可以包括从壳体的底部延伸到下部通道中的突出部。壳体可以构造成允许血液沿着壳体的内表面与叶轮的下部部分之间以及突出部与下部通道的内表面之间的次级流动路径从叶片的外部圆周流回叶片通道腔，以防止血液停滞。

叶轮可以是无罩叶轮。

叶轮可以通过联接至壳体的上半部和下半部的轴向悬置永磁体和联接至叶轮的上半部和下半部的永磁体的组合而沿轴向方向磁性地悬置在壳体内。联接至壳体的上半部的轴向悬置永磁体可以与联接至叶轮的上半部的永磁体轴向间隔开。联接至壳体的下半部的轴向悬置永磁体可以与联接至叶轮的下半部的永磁体轴向间隔开。叶轮可以通过在叶轮的上半部中的永磁体附近联接至壳体的径向悬置永磁体和在叶轮的下半部中的永磁体附近联接至壳体的径向悬置永磁体而沿径向方向磁性地悬置在壳体内。

叶轮可以构造成由叶轮与壳体之间的偏心流体动力学轴颈轴承力径向稳定。

叶轮可以构造成由定位在径向悬置永磁体中的每个径向悬置永磁体的相对的侧部上的至少两个电磁体径向稳定，其中，电磁体中的每个电磁体的力是根据从联接至壳体的涡流传感器获得的叶轮定位信息来驱动的。

联接至壳体的上半部的电磁体中的至少一个电磁体可以相对于联接至叶轮的上半部的永磁体轴向地移位，并且联接至壳体的下半部的电磁体中的至少一个电磁体可以相对于联接至叶轮的下半部的永磁体轴向地移位。叶轮的位置可以构造成在轴向方向上振荡，以通过施加至电磁体的电流的脉动相产生脉动流。

支持装置还可以包括用于使叶轮围绕轴向方向电磁旋转的马达。马达可以包括：壳体内的定子，该定子包括多个电磁体；以及叶轮内的转子，该转子包括多个永久驱动磁体，该转子构造成同心地定位在定子内。

支持装置可以构造成在离开出口的血液的流出流中产生涡旋，以仿效健康人体心脏的自体主动脉中的自体性发生的涡旋。

支持装置可以构造成在引入的血流中产生在约40mmHg与约80mmHg之间的压力上升。支持装置可以构造成维持约5L/min的血液流量。

支持装置可以构造成与人体主动脉的降主动脉的一部分串联安装。

入口可以构造成在血流进入主体之前将血流重新定向90度，使得入口和出口彼此平行。

血流可以在到达出口之前朝向轴向方向重新定向，使得出口与入口大致共线。

扩散器可以以螺旋构型围绕壳体缠绕，以促进流出流中的涡旋形成，该涡流仿效健康人体心脏的自体主动脉中的自体性发生的涡旋。

支持装置还可以包括定位在扩散器的至少一部分内的分离器机叶，分离器机叶相对于扩散器的圆周旋转，以促进流出流中的涡旋形成，该涡旋仿效健康人体心脏的自体主动脉中的自体性发生的涡旋。

支持装置还可以包括定位在出口的蜗壳的至少一部分内的分离器机叶，分离器机叶相对于蜗壳的圆周旋转，以促进流出流中的涡旋形成，该涡旋仿效健康人体心脏的自体主动脉中的自体性发生的涡旋。

支持装置还可以包括多个扩散器机叶，所述多个扩散器机叶围绕由叶轮限定的外部圆周周向地定位。

支持装置还可以包括定位在入口内的多个固定的预旋机叶。

壳体的主体的内部容积的表面的一部分和/或叶轮的外表面的一部分可以包括螺旋凹槽，螺旋凹槽构造成促进血液的在叶轮与壳体之间的次级流动路径。

在一些实施方式中，一种用于治疗患者的充血性心力衰竭的方法包括在患者的降主动脉内安装机械循环支持装置。机械循环支持装置包括离心血泵，离心血泵构造成提供血流中的约40mmHg与约80mmHg之间的压力上升并且维持约5L/min的流动速率。

支持装置可以与降主动脉串联安装。该方法还可以包括将主动脉切断成上部部分和下部部分，其中，安装包括将上部部分移植至支持装置的入口并且将下部部分移植至支持装置的出口。

支持装置可以与降主动脉并联安装。该方法还可以包括将单向瓣膜以与支持装置并联的方式安装在自体主动脉中，使得血液不能向上游流动通过自体主动脉以再循环通过支持装置。

支持装置可以安装成使得支持装置的入口和支持装置的出口两者均相对于自体主动脉以非线性角度定向。

支持装置可以安装成使得支持装置的入口和支持装置的出口两者均定向成与自体主动脉大致共线。

支持装置可以安装成使得支持装置的入口和支持装置的出口两者均定向成与自体主动脉平行。

患者可以具有III期或IV期充血性心力衰竭。

患者可以具有III期晚期或IV期早期充血性心力衰竭。

在各种实施方式中，MCS设备包括一个或更多个螺旋桨，所述一个或更多个螺旋桨构造成安装在血管的管腔内，比如安装在降主动脉内。所述一个或更多个螺旋桨可以通过围绕所述一个或更多个螺旋桨的锚固机构锚固在管腔内。在一些实施方式中，所述一个或更多个螺旋桨可以由一个或更多个马达驱动，所述一个或更多个马达可以是体外的或血管内的。在一些实施方式中，螺旋桨叶片中的至少一些螺旋桨叶片可以是磁性的，并且所述一个或更多个螺旋桨可以由包括电磁体的定子驱动，该定子围绕螺旋桨叶片同心地定位。定子可以构造成血管内放置，或者定子可以围绕血管的外部安置。MCS设备可以包括一对或更多对反向旋转的叶轮，以用于调制血流的切向速度分量。MCS设备可以包括联接至螺旋桨或锚固机构的预旋流器叶片和/或去旋流器机叶。所述一个或更多个螺旋桨的叶片可以是可折叠的，并且锚固机构能够收缩成使得锚固机构可以经由导管经皮输送。植入身体内或定位在身体外部的控制器可以向MCS设备提供电力并且控制电气操作。在一些实施方式中，MCS设备可以由内部电池和/或外部电池供电。内部电池可以通过由皮或经皮能量传递系统被再充电，和/或电力可以通过由皮或经皮能量传递系统从外部电池输送。在各种实施方式中，MCS设备特别适于II期晚期和/或III期早期CHF，并且MCS设备产生在约20mmHg至约50mmHg之间的压力上升并且维持大约5L/min的流动速率。

在一些实施方式中，用于辅助心脏的机械循环支持装置包括至少一个螺旋桨。所述至少一个螺旋桨包括围绕旋转轴线布置的多个叶片，叶片构造成沿平行于旋转轴线的大致轴向方向泵送血液。在一些实施方式中，所述多个叶片中的至少一个叶片是磁性的。支持装置还包括沿着所述至少一个螺旋桨的旋转轴线对准的轴。支持装置还包括构造成将所述至少一个螺旋桨锚固在血管的管腔内的锚固机构。锚固机构包括：近端毂，该近端毂联接至轴的近端端部；远端毂，该远端毂联接至轴的远端端部；收缩构型，该收缩构型用于将锚固机构安装在血管中；以及扩张构型，在扩张构型中，锚固机构的至少一部分构造成压靠于血管的管腔的壁。支持装置还包括至少一个环形定子。所述至少一个定子包括围绕定子的圆周定位的一个或更多个电磁体。所述至少一个定子构造成围绕所述至少一个螺旋桨的叶片同心地定位，从而以电磁的方式驱动所述至少一个磁性叶片的旋转。

所述至少一个螺旋桨的叶片中的所有叶片可以构造成能够基本上沿着轴折叠，使得在锚固机构的收缩构型中，叶片处于折叠位置。收缩构型可以构造成用于通过导管将锚固机构经皮安装在血管中。

所述至少一个螺旋桨可以包括构造成沿相反的方向旋转的一对反向旋转的螺旋桨。

支持装置还可以包括联接至轴或锚固机构的多个固定的去旋流器机叶。去旋流器机叶可以定位在所述至少一个螺旋桨的下游，并且去旋流器机叶可以构造成在血流离开支持装置时移除或减小血流的切向速度分量。

支持装置还可以包括联接至轴或锚固机构的多个固定的预旋流器机叶。预旋流器机叶可以定位在所述至少一个螺旋桨的上游，并且预旋流器机叶可以构造成增加进入支持装置的血流的切向速度分量。

所述至少一个定子可以构造成围绕血管的外部圆周定位。

所述至少一个定子可以包括铰链，铰链构造成允许定子打开和关闭。定子可以具有圆周部，并且定子可以构造成沿着圆周部打开以用于将定子围绕血管定位且构造成闭合以用于将定子围绕血管的外部圆周固定。

所述至少一个定子可以构造成沿着血管的管腔的内部圆周定位。

所述至少一个定子可以包括用于经由导管经皮输送的收缩构型以及扩张构型。

所述至少一个定子可以联接至锚固机构或与锚固机构一体地形成。

所述至少一个定子可以包括第一分立式环形部件和第二分立式环形部件。第一分立式环形部件和第二分立式环形部件可以各自包括周向偏移的电磁体，其中，第二分立式环形部件的电磁体构造成周向地定位在第一分立式环形部件的电磁体之间。

所述至少一个螺旋桨可以包括构造成一起旋转的多个螺旋桨。

至少一个螺旋桨可以不包括任何磁性叶片。

所有螺旋桨的所有叶片可以是磁性的。

每个螺旋桨的至少一个叶片的径向梢部可以经由基本上沿着所述多个螺旋桨的外径延伸的磁性连接器连接。

所述至少一个环形定子可以包括多个环形定子，每个定子与所述多个螺旋桨中的一个螺旋桨轴向对准。

所述至少一个磁性叶片可以包括磁体，该磁体定位在叶片的径向梢部内或联接至叶片的径向梢部。

所述至少一个磁性叶片可以包括联接至叶片的径向梢部的磁性小翼。

所述至少一个磁性叶片可以包括联接至叶片的径向梢部的磁性环。磁性环可以接合所述至少一个螺旋桨的多个叶片。

所述至少一个磁性叶片可以由磁性材料形成。

支持装置还可以包括铁质环，该铁质环构造成在血管中安置在螺旋桨与血管壁之间。

所述至少一个螺旋桨可以构造成围绕轴旋转。轴承可以定位在轴与所述至少一个螺旋桨之间。

轴可以构造成与所述至少一个螺旋桨一起旋转。在轴与近端毂之间可以定位有轴承，并且在轴与远端毂之间可以定位有轴承。

叶片可以是可变形的，以便能够朝向轴折叠。

支持装置可以包括部分拆卸的构型和完全组装的构型。螺旋桨可以包括用于接纳轴的通道。远端毂可以包括用于联接至轴上的第二机械特征的第一机械特征。轴可以固定地联接至近端毂。轴、近端毂和远端毂在部分拆卸的构型中可以不是刚性地固定在一起的。张紧线可以在部分拆卸的构型中连接轴和远端毂。张紧线可以延伸穿过螺旋桨通道。向张紧线施加张力可以将支持装置安置成处于完全组装的构型。在完全组装的构型中，轴可以延伸穿过螺旋桨通道，并且第一机械特征和第二机械特征可以被联接在一起，从而将轴、近端毂和远端毂刚性地固定在一起。所述多个叶片可以构造成在经组装的构型沿大致垂直于轴的方向延伸。

所述至少一个螺旋桨可以包括两个叶片。叶片能够沿着轴在相反的方向上折叠。

近端毂可以是能够沿着轴以可调节的方式移位成使得近端毂可以更靠近远端毂移动以将锚固机构安置成处于扩张构型和/或近端毂可以从远端毂进一步移动以将锚固机构安置成处于收缩构型。

锚固机构可以包括近端半部和远端半部。锚固机构的近端半部可以与锚固机构的远端半部分离或能够与锚固机构的远端半部分离。轴可以包括近端半部和远端半部。轴的近端半部能够与轴的远端半部分离并且能够附接至轴的远端半部。

轴可以包括将轴分成至少三个可折叠部分的多个接合部。当可折叠部分沿着旋转轴线对准时，轴可以处于拉直构型，并且当可折叠部分折叠时，轴可以处于折叠构型。所述至少一个螺旋桨可以联接至定位在所述轴的最近端的可折叠部分与最远端的可折叠部分之间的可折叠部分，使得所述至少一个螺旋桨的所述多个叶片可以在折叠构型中大致平行于最近端的可折叠部分和最远端可折叠部分对准。

轴可以包括两个接合部，所述两个接合部构造成允许轴在折叠构型中采取z形构型。

轴可以包括四个接合部，所述四个接合部构造成允许轴在折叠构型中采取c形构型。

支持装置还可以包括固定轴，固定轴构造成插入穿过轴的内部管腔以将轴锁定到拉直构型中。

锚固机构可以包括联接至螺旋桨的多个小叶弹簧。小叶弹簧可以构造成从螺旋桨沿径向向外的方向延伸，以接触血管壁并且将螺旋桨锚固在血管内。小叶弹簧可以包括构造成允许锚固机构被压缩以经由导管进行经皮输送的变形构型。

锚固机构可以构造成安装在降主动脉中。支持装置可以构造成提供血流中的约20mmHg与约50mmHg之间的压力上升并且维持约5L/min的流动速率。

支持装置可以构造成产生右旋盘旋血流，该右旋盘旋血流包括与自体降主动脉在支持装置的输出处的涡度大约相等的涡度。

锚固机构可以包括在近端毂与远端毂之间延伸的多个支柱。支柱可以是可弯曲的或柔性的。

在一些实施方式中，治疗患者的充血性心力衰竭的方法包括在患者的降主动脉的管腔内安装机械循环支持装置。支持装置包括至少一个螺旋桨；轴，该轴沿着所述至少一个螺旋桨的旋转轴线对准；锚固机构；以及至少一个环形定子。所述至少一个螺旋桨包括围绕旋转轴线布置的多个叶片。叶片构造成沿平行于旋转轴线的大致轴向方向泵送血液。在一些实施方式中，所述多个叶片中的至少一个叶片是磁性的。锚固机构构造成将所述至少一个螺旋桨锚固在管腔内。锚固机构包括联接至轴的近端端部的近端毂和联接至轴的远端端部的远端毂。锚固机构还包括用于将锚固机构安装在降主动脉中的收缩构型以及扩张构型，在扩张构型中，锚固机构的至少一部分构造成压靠于降主动脉的管腔的壁。所述至少一个环形定子包括围绕定子的圆周定位的一个或更多个电磁体。所述至少一个定子构造成围绕所述至少一个螺旋桨的叶片同心地定位，从而以电磁的方式驱动所述至少一个磁性叶片的旋转。

支持装置可以构造成提供血流中的在约20mmHg与约50mmHg之间的压力上升并且维持约5L/min的流速。

安装支持装置可以包括通过导管将转子和锚固机构经皮安装在管腔中。锚固机构可以在输送期间采取收缩构型。安装支持装置还可以包括将锚固机构扩张成扩张构型，使得锚固机构将转子锚固在管腔内。

安装支持装置还可以包括通过导管将所述至少一个定子经皮安装在管腔中。

所述至少一个定子可以联接至锚固机构。

所述至少一个定子可以先于锚固机构被安装。

所述至少一个定子可以包括第一分立式环形部件和第二分立式环形部件。第一分立式环形部件和第二分立式环形部件可以各自包括周向偏移的电磁体。安装所述至少一个定子可以包括安装第一分立式环形部件并且随后安装第二分立式环形部件，使得第二分立式环形部件的电磁体周向地定位在第一分立式环形部件的电磁体之间。

安装支持装置还可以包括以手术的方式将所述至少一个定子围绕降主动脉的外部圆周安装，使得所述至少一个定子与所述至少一个螺旋桨轴向对准。

所述至少一个定子可以包括铰链，从而允许定子采取打开构型和闭合构型。安装定子可以包括以打开构型将定子围绕降主动脉定位并且使定子闭合。

安装支持装置可以包括在降主动脉中形成手术切口以及通过切口将锚固机构安装到管腔中。

患者可以具有II期或III期充血性心力衰竭。

患者可以具有II期晚期或III期早期充血性心力衰竭。

在一些实施方式中，用于辅助心脏的机械循环支持装置包括至少一个螺旋桨；轴，该轴沿着所述至少一个螺旋桨的旋转轴线对准；锚固机构；以及至少一个马达，所述至少一个马达构造成驱动所述至少一个螺旋桨的旋转。所述至少一个螺旋桨包括围绕旋转轴线布置的多个叶片。叶片构造成沿平行于旋转轴线的大致轴向方向泵送血液。在一些实施方式中，所述多个叶片中的至少一个叶片是磁性的。锚固机构构造成将所述至少一个螺旋桨锚固在血管的管腔内。锚固机构包括联接至轴的近端端部的近端毂和联接至轴的远端端部的远端毂。锚固机构还包括用于将锚固机构安装在血管中的收缩构型以及扩张构型，在扩张构型中，锚固机构的至少一部分构造成压靠于血管的管腔的壁。

所述至少一个螺旋桨的叶片中的所有叶片可以构造成能够基本上沿着轴折叠，使得在锚固机构的收缩构型中，叶片处于折叠位置。收缩构型可以构造成用于通过导管将锚固机构经皮安装在血管中。

所述至少一个螺旋桨可以包括构造成沿相反的方向旋转的一对反向旋转的螺旋桨。

支持装置还可以包括联接至轴或锚固机构的多个固定的去旋流器机叶。去旋流器机叶可以定位在所述至少一个螺旋桨的下游，并且去旋流器机叶可以构造成在血流离开支持装置时移除或减小血流的切向速度分量。

支持装置还可以包括联接至轴或锚固机构的多个固定的预旋流器机叶。预旋流器机叶可以定位在所述至少一个螺旋桨的上游，并且预旋流器机叶可以构造成增加进入支持装置的血流的切向速度分量。

所述至少一个马达可以构造成为体外的。马达可以构造成经由传动系驱动螺旋桨的旋转，该传动系经皮延伸穿过患者的身体并且将马达连接至轴。

所述至少一个马达可以构造成定位在血管的管腔内。马达可以构造成旋转轴以驱动螺旋桨的旋转。

所述至少一个马达可以包括构造成定位在管腔内的多个马达，并且所述至少一个螺旋桨可以包括多个螺旋桨。每个马达可以构造成驱动所述多个螺旋桨中的一个螺旋桨的旋转。

所述至少一个螺旋桨可以包括机械连接的一对反向旋转的螺旋桨。所述至少一个马达可以包括单个马达，单个马达构造成沿相反的方向驱动所述一对反向旋转的螺旋桨。

在一些实施方式中，临时的且可移除的机械循环支持心脏辅助设备包括至少两个螺旋桨或叶轮，每个螺旋桨或叶轮包括围绕旋转轴线布置的多个叶片，叶片构造成泵送血液，其中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的两个螺旋桨或叶轮沿相反的方向旋转。

在一些实施方式中，该设备可以构造成通过微创手术被植入和移除。在一些实施方式中，该设备可以包括构造成向马达输送电力的电气设备，其中，电气设备构造成是体内的并且安置在所述至少两个螺旋桨或叶轮附近。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮构造成安置在脉管系统中以辅助灌注。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮构造成将心脏瓣膜保持在打开位置以辅助灌注。在一些实施方式中，该设备可以包括：第一齿轮箱，该第一齿轮箱安置在马达与所述至少两个螺旋桨或叶轮中的下游螺旋桨或叶轮之间；以及第二齿轮箱，该第二齿轮箱位于所述至少两个螺旋桨或叶轮中的上游螺旋桨或叶轮与下游螺旋桨或叶轮之间。在一些实施方式中，第一齿轮箱和第二齿轮箱中的齿轮的直径构造成实现所述至少两个螺旋桨或叶轮之间相等的rpm。在一些实施方式中，第一齿轮箱和第二齿轮箱中的齿轮的直径构造成实现所述至少两个螺旋桨或叶轮之间不同的rpm。在一些实施方式中，叶片是挠性的。在一些实施方式中，叶片是可折叠的。在一些实施方式中，叶片安置在围绕其的笼状件中。在一些实施方式中，笼状件和叶片构造成被折叠并且插入血管中。在一些实施方式中，该设备可以包括球囊，其中，球囊构造成扩张以填充最小主动脉尺寸与最大主动脉尺寸之间的差。在一些实施方式中，该设备可以包括两个马达，其中，所述两个马达背对背布置，其中，所述两个马达连接至所述至少两个螺旋桨或叶轮中的沿相反的方向旋转的两个螺旋桨或叶轮。在一些实施方式中，该设备可以包括润滑通道，其中，润滑剂是生物相容性的并且被分散在身体中。在一些实施方式中，该设备可以包括一个转子以及第一定子和第二定子，其中，第一定子构造成位于上游，并且第二定子构造成位于下游。在一些实施方式中，该设备可以包括齿轮箱，齿轮箱包括两个同心输出轴和一个输入轴，两个同心输出轴沿相反的方向驱动所述至少两个螺旋桨或叶轮中的两个螺旋桨或叶轮，所述一个输入轴经由挠性轴连接至电动马达或齿轮马达。在一些实施方式中，电动马达或齿轮马达是体内式的。在一些实施方式中，电动马达或齿轮马达是体外式的。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的上游螺旋桨或叶轮由周转式齿轮箱驱动，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的下游螺旋桨或叶轮由第二周转式齿轮箱沿与上游叶轮或螺旋桨相反的方向驱动。在一些实施方式中，两个周转式齿轮箱的太阳轮由经由输入轴连接至电动马达的太阳齿轮驱动。在一些实施方式中，电动马达或齿轮马达是体内式的。在一些实施方式中，电动马达或齿轮马达是体外式的。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的沿相反的方向旋转的两个螺旋桨或叶轮的叶片包括与叶轮毂的挠性连接，以适应利用折叠叶片进行的插入和移除以及利用展开叶片进行的操作。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的沿相反的方向旋转的两个螺旋桨或叶轮的叶片包括与叶轮毂的机械连接，以适应利用折叠叶片在导管中的插入和移除以及利用展开叶片进行的操作。在一些实施方式中，用于叶片的机械折叠机构以可变的方式折叠打开。在一些实施方式中，泵的入口构造成与心脏的腔室接通，而泵的出口构造成与血管系统的接通。在一些实施方式中，该设备可以包括锚固机构，锚固机构构造成将所述至少一个螺旋桨锚固在血管的管腔内。在一些实施方式中，锚固机构包括用于将锚固机构安装在血管中的收缩构型以及扩张构型，在扩张构型中，锚固机构的至少一部分构造成压靠于血管的管腔的壁。在一些实施方式中，锚固机构包括3D支柱。在一些实施方式中，锚固机构包括球囊。在一些实施方式中，该设备包括两个螺旋桨。在一些实施方式中，该设备可以包括构造成增加进入支持设备的血流的切向速度分量预旋流器。在一些实施方式中，该设备可以包括去旋流器。在一些实施方式中，该装置可以包括至少一个定子。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮包括构造成一起旋转的多个螺旋桨。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮包括构造成独立旋转的多个螺旋桨。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的螺旋桨或叶轮的多个叶片具有固定的开口直径。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的螺旋桨或叶轮的多个叶片具有可变的开口直径。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的螺旋桨和马达包括磁联接。在一些实施方式中，该设备可以包括一个或更多个润滑通道。在一些实施方式中，该设备可以包括用于插入的铰接套筒。在一些实施方式中，该设备可以包括构造成安置在患者的身体内的马达。在一些实施方式中，该设备可以包括构造成安置在患者的身体外部的马达。在一些实施方式中，该设备可以包括降低轴速度的至少一个齿轮箱。在一些实施方式中，该设备可以包括提供反向旋转的至少一个齿轮箱。在一些实施方式中，该设备可以包括至少一个行星齿轮箱。

在一些实施方式中，提供了一种用于治疗患者的充血性心力衰竭的方法，该方法包括在患者的降主动脉的管腔内安装机械循环支持装置，其中，机械循环心脏辅助设备包括至少两个螺旋桨或叶轮，每个螺旋桨或叶轮包括围绕旋转轴线布置的多个叶片，叶片构造成泵送血液，其中，所述至少两个螺旋桨或叶轮中的两个螺旋桨或叶轮沿相反的方向旋转。

在一些实施方式中，该设备构造成在血流中提供约20mmHg与约40mmHg之间的压力上升并保持约5L/min的流动速率。在一些实施方式中，安装设备包括使球囊膨胀。在一些实施方式中，安装设备包括使一个或更多个支柱扩张。在一些实施方式中，该方法可以包括使预旋流器或去旋流器扩张。在一些实施方式中，该方法可以包括将所述多个叶片扩张至固定直径。在一些实施方式中，该方法可以包括将多个叶片扩张至可变直径。在一些实施方式中，该设备利用微创外科手术植入和移除。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮辅助灌注。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮将心脏瓣膜保持成处于打开位置以辅助灌注。在一些实施方式中，该方法可以包括第一齿轮箱，该第一齿轮箱安置在马达与所述至少两个螺旋桨或叶轮中的下游螺旋桨或叶轮之间，以提供所述至少两个螺旋桨或叶轮的反向旋转。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮以相等的rpm旋转。在一些实施方式中，所述至少两个螺旋桨或叶轮以不同的rpm旋转。在一些实施方式中，该方法可以包括折叠叶片以用于插入。在一些实施方式中，该方法可以包括使球囊扩张以填充最小主动脉尺寸与最大主动脉尺寸之间的差。在一些实施方式中，该方法可以包括至少一个体内式马达。在一些实施方式中，该方法可以包括至少一个体外式马达。在一些实施方式中，该方法可以包括将生物相容性润滑剂泵送穿过设备的至少一部分。

附图说明

现在将参照附图仅以示例的方式描述本发明的实施方式，在附图中，对应的附图标记指示对应的部分，并且在附图中：

图1描绘了机械循环支持装置，该机械循环支持装置连接至脉管系统的一个部段并且构造成以与自体血管的一小部分平行的方式驱动流体流。

图2描绘了用于图1的机械循环支持装置的替代性构型，其中，支持装置驱动与自体血管完全串联的血流绕过自体血管的一短部分。

图3描绘了包括多个出口端口和阻抗设定构件的机械循环支持装置。

图4示意性地图示了脉管系统中的VAD的各种安装构型。

图5A至图5D图示了MCS的示例。图5A图示了MCS的立体图。图5B描绘了MCS原型的照片。图5C图示了MCS的侧视横截面图。图5D示意性地图示了MCS 100的简化的侧视横截面以及各种部件和间隔的示例尺寸(以mm为单位)。

图6A至图6E图示了叶轮的示例。图6A图示了构造成与MCS一起使用的叶轮的示例的立体图。图6B图示了叶轮的侧视横截面。图6C图示了叶轮的顶部横截面。图6D图示了包括顶盖和底盖的叶轮组件的立体图。图6E图示了图6D中的叶轮组件的分解图。

图7A至图7D图示了叶轮的其他示例的立体图。图7A图示了带罩叶轮的示例。图7B图示了带罩叶轮的另一示例。图7C图示了无罩叶轮的示例。图7D图示了无罩叶轮的另一示例。

图8A至图8E图示了MCS壳体的示例。图8A图示了MCS壳体的示例的分解图。图8B图示了图8A中示出的壳体上蜗壳的仰视图。图8C图示了图8A中示出的壳体下蜗壳的立体图。图8D图示了MCS壳体的另一示例的立体图。图8E图示了具有内部壳体和外部壳体的MCS叶轮的示例的分解图。

图9示意性地图示了通过叶轮和MCS的内部壳体表面的血流的示例。

图10A至图10D图示了MCS磁性轴向悬置系统的示例部件。图10A图示了轴向悬置磁体的相对定位的示例。图10B图示了上部轴向磁体保持器的示例。图10C图示了下部轴向磁体保持器的示例。图10D示意性地图示了轴向磁体保持器相对于定位在MCS叶轮上的环形磁体的可调节性。

图11A至图11E图示了MCS磁性径向悬置系统的示例部件。图11A图示了径向悬置磁体和涡流传感器的相对定位的示例。图11B图示了顶部径向磁体保持器的示例。图11C图示了底部径向磁体保持器的示例。图11D图示了坐置在MCS壳体盖子上的上部径向悬置部件的示例。图11E图示了坐置在MCS壳体下蜗壳上的下部径向悬置部件的示例。

图12A至图12B示意性地图示了使叶轮稳定在MCS的壳体内的两种模式。图12A图示了使用无源磁体和流体动压轴颈轴承力的稳定。图12B图示了使用无源磁体和有源磁体的稳定。

图13A至图13B示意性地图示了电磁稳定系统的电气操作。图13A示意性地图示了描绘电磁稳定系统的电气操作的框图。图13B示意性地图示了可以根据图13A中描绘的流程图来使用以操作电磁稳定系统的电路的示例。

图14A至图14B图示了MCS转子的示例。图14A图示了转子的俯视图。图14B图示了安装在MCS的叶轮内的转子的立体图。

图15A至图15B图示了MCS定子的示例。图15A图示了定子的俯视图。图15B图示了定子围绕叶轮的定位以及下部轴向悬置部件和下部径向悬置部件的相对定位。

图16A至图16F图示了MCS电力系统和操作参数的示例。图16A示意性地图示了经皮能量传递系统的示例。图16B示意性地图示了经皮能量传递系统的示例。图16C示意性地图示了马达驱动电路的示例。图16D示意性地图示了电池充电电路的示例。图16E示意性地图示了电力调整电路的示例。图16F描绘了相对于其他设备的溶血模拟的计算结果。

图17示意性地图示了以成角度的构型与降主动脉的一部分串联安装的MCS的示例。

图18A至图18B示意性地图示了以成角度的构型与降主动脉的一部分并联安装的MCS的示例。图18A示出了使用直的移植物安装的MCS。图18B示出了使用两个弯曲的移植物安装的MCS。

图19示意性地图示了使用问号形出口移植物与降主动脉的一部分共线安装的MCS的示例。

图20示意性地图示了同轴的MCS的示例，该同轴的MCS在入口处包括90度流动转向且与降主动脉的一部分串联安装。

图21A至图21D示意性地描绘了通过各种MCS构型的模拟血流。图21A图示了以相对于主动脉具有大约45度的入口角和出口角的成角度的构型安装的MCS。图21B示出了以相对于主动脉具有大约65度的入口角和大约25度的出口角的成角度的构型安装的MCS。图21C和图21D分别示出了具有25mm和15mm入口半径的同轴的MCS或以相对于主动脉具有大约90度的入口角和大约共线(0度)的出口的成角度的构型安装的MCS。

图22A至图22C示意性地图示了具有缠绕式扩散器和蜗壳通道的共线的MCS的示例。图22A图示了叶轮的侧视横截面图、扩散器的一部分以及通过扩散器的流体流的方向。图22B和图22C图示了具有缠绕式扩散器的共线的MCS的不同立体图以及通过MCS的流体流的方向。

图23A至图23E示意性地图示了定位在MCS的流入或流出路径内以用于改变流体流的机叶的示例。图23A示意性地图示了包括固定的预旋流机叶的设备的入口的示例的侧视横截面。图23B示意性地图示了包括固定的预旋流机叶的入口的另一示例的敞开的圆周部的侧视图。图23C示意性地图示了在扩散器和蜗壳内包括分离器机叶的壳体的俯视横截面图。图23D示意性地图示了在出口蜗壳内包括分离器机叶的壳体的俯视横截面图。图23E示意性地图示了包括围绕扩散器周向定位的扩散器机叶的壳体的俯视横截面图。

图24A至图24F示意性地图示了构造成用于安装在血管的管腔中的MCS设备的示例。

图25A至图25C示意性地图示了分别包括一个螺旋桨、两个螺旋桨和四个螺旋桨的MCS设备的示例。

图26示意性地图示了通过一对反向旋转的螺旋桨的血流的速度矢量。

图27图示了针对包括单个叶轮的MCS设备的速度轮廓。

图28A至图28C示意性地图示了各种构型的MCS设备的示例。

图29A至图29E示意性地图示了MCS设备的操作构型的各种示例。

图30A至图30F示意性地图示了具有马达和转子的各种构型的MCS设备的示例。

图31A至图31B示意性地图示了包括具有血管外定子的马达的MCS设备的示例。

图32A至图32C示意性地图示了围绕包括多排叶片的血管内转子周向定位的血管外定子的各种示例。

图33A至图33C示意性地图示了包括与叶片接合的磁性环的MCS设备的示例。

图34A至图34C示意性地图示了包括磁性小翼的MCS设备的示例。

图35A至图35B示意性地图示了包括铁质环的MCS设备的示例。

图36示意性地图示了包括转子和血管内定子的MCS设备。

图37A至图37B示意性地图示了安装包括可折叠转子510和血管内定子的MCS设备的方法的示例。

图38A至图38C示意性地图示了安装可折叠MCS设备的方法的示例。

图39示意性地图示了部署包括两个可收缩的分立式定子线圈环和可折叠转子的MCS设备的方法。

图40示意性地图示了以构造成驱动定位在主动脉中的转子的方式将马达定子安置在下腔静脉中的示例。

图41示意性地图示了以手术的方式与被切断的降主动脉串联安装的MCS设备的示例。

图42A至图42J示意性地描绘了各种类型的马达的规格和比较。

图43A至图43N示意性地图示了铰接的定子的示例以及相关部件的示例规格。

图44A至图44E示意性地图示了用于驱动MCS设备的控制器和波形的示例。

图45A至图45D示意性地图示了可能特别适合于体外测试的MCS设备的示例。

图46A至图46E示意性地图示了可能特别适合于体外测试的MCS设备的示例。

图47A至图47E示意性地图示了包括可折叠的螺旋桨叶片的MCS设备的示例。

图48A至图48D示意性地图示了包括可折叠的螺旋桨叶片的MCS设备的示例，其中，在每排的叶片中仅有一个叶片是磁性的。

图49示意性地图示了用于部署弹开式叶片螺旋桨的连续步骤。

图50A至图50C示意性地图示了MCS设备的磁性叶片之间的磁力的影响。

图51A至图51E示意性地图示了包括用于输送的部分拆卸的构型以及操作性的完全组装的构型的MCS设备。

图52A至图52E示意性地图示了具有成排的磁性叶片和非磁性叶片的可折叠MCS设备的示例。

图53A至图53B示意性地图示了可分开的MCS设备的远端半部和近端半部的血管内联接。

图54A至图54B示意性地图示了包括板弹簧式锚固机构的MCS设备的部署。

图55A至图55E描绘了包括z形折叠机构的MCS设备的示例。

图56A至图56C示意性地图示了包括c形折叠机构的MCS设备的示例。

图57A至图57D描绘了叶片设计的各种参数。

图58A至图58I示意性地图示了叶片几何形状的各种示例。

图59A至图59M描绘了具有各种交错度的叶片的实验结果。

图60A至图60G示意性地图示了MCS设备的操作构型的各种示例。

图61A至图61C示意性地图示了包括球囊的MCS设备的操作构型。

图62A至图62E示意性地图示了MCS设备的内部特征的各种示例。

图63A至图63C示意性地图示了构造成用于安装在血管的管腔中的MCS设备的示例。

图64A至图64C示意性地图示了包括用于方便插入的各种马达布置和特征的MCS设备的示例。

图65A至图65B示意性地图示了MCS设备的以伞状方式打开的操作构型。

图66A至图66D示意性地图示了包括各种马达和支承构型的MCS设备的操作构型。

图67A至图67C示意性地图示了包括用于反向旋转的锥齿轮箱的MCS设备的操作构型。

图68A至图68D示意性地图示了包括两个齿轮箱的MCS设备的操作构型。

图69示意性地图示了包括两个齿轮箱的MCS设备的操作构型。

图70A至图70B示意性地图示了包括两个齿轮箱的MCS设备的操作构型。

图71示意性地图示了包括润滑路径的MCS设备的操作构型。

图72示意性地图示了包括螺旋凹槽的MCS设备的操作构型。

具体实施方式

图1描绘了脉管系统2的一个部段。在实施方式中，脉管系统2的该部段包括降主动脉的一个部段。在实施方式中，降主动脉的该部段在隔膜(箭头4)下方。在实施方式中，降主动脉的该部段在肾动脉和/或内脏动脉(箭头6)的上游和/或上方。箭头8、8A和8B示意性地示出了血流。

机械循环支持装置10包括经由入口端口12和出口端口14进入到脉管系统中(即穿过脉管系统的壁)的连接件。入口端口12与由支持装置10的本体部分24限定的管腔20的第一端部16流体连通。出口端口14与管腔20的第二端部18流体连通。泵22设置在管腔20内并且被构造成用于沿远离入口端口12并且朝向出口端口14的方向驱动流体流。

在实施方式中，泵22是离心泵。离心泵的几何形状与一些现有技术的MCS/VAD设备中使用的轴向泵的几何形状相比初看起来似乎不太方便。然而，发明人已经认识到的是，在选定的压力上升、流动速率、旋转速度和设备直径下通过使用离心叶轮而不是轴向叶轮得到的流体流和涡轮机效率以及对于给定的泵送水平而言通过泵与血液之间的较不积极的相互作用得到的流体流和涡轮机效率不只是超过了由几何形状带来的任何困难。可以以较少的输入功率和对血液的较少损害来提供在泵送血液的情况下所需的泵送水平。在所描述的解剖位置中进行的串联操作与设计为构造成提供全部120mmHg压力上升的VAD的设备相比会导致较低的功率水平，并且可以减小泵的尺寸。减少对血液的损害减少了使用期间的不良副作用的风险。

在实施方式中，泵22构造成提供连续流，而不是脉动流(比如由自体心脏提供的流)。所得到的泵22更简单并且可以更容易地优化。发明人已经认识到的是，不必模仿心脏的脉动流。这在支持装置10与心脏串联设置时尤其如此，因为与直接连接至心脏并且布置成与心脏平行地操作的现有技术布置相比，该支持装置的操作干扰心脏的正常功能的程度降低。

在图1中示出的实施方式中，入口端口12构造成将血管内的血流的一部分血流8A转移到管腔20中，同时允许剩余的血流8B继续穿过自体血管2。出口端口14构造成允许血流的经转移的部分8A在更下游重新引回到血管2中。因此，在该实施方式中，支持装置10与血管2的短部分26平行地操作。该方法使对现有血管系统的干扰最小化，并且可以使用微创手术来安装。另外，提供具有平行流动路径的区域增加了血管系统的整体流动能力，从而在一定程度上减小了心脏的负荷。区段8B的阻力和阻抗可能需要调节，以防止泵的出口与入口之间的再循环流动。

在实施方式中，设置有用于电驱动泵的设备。在实施方式中，该设备被构造成安装至身体(例如，具有安装在身体内部、身体外部或身体内部和身体外部两者的部件)。因此，支持装置可以安装较长一段时间(例如，数周、数月或数年)。因此，在安装支持装置之后，不需要患者留在医院病房内。在图1中示出的实施方式中，用于驱动泵的设备包括电力接收构件50，该电力接收构件50接收用于驱动泵的电力。电力接收构件50构造成从位于身体的外部的电源(例如，安装在身体的外部的电池)和/或位于身体的内部的电源(例如，安装在身体的内部的电池)接收电力52的输入。在实施方式中，电源与电力接收构件50之间的连接是无线进行的，例如使用电磁感应进行。在实施方式中，电力接收构件50包括线圈。在与身体的外部的电源进行无线连接的情况下，该连接可以称为经皮连接。在实施方式中，在位于身体的外部的电源与电力接收构件50之间进行有线连接。在实施方式中，有线连接经皮建立。

在实施方式中，支持装置10还包括用于向/从身体的外部的控制器57发送/接收数据56的数据发送器/接收器54。在替代性实施方式中，控制器57或控制器57的一部分构造成安装在身体内(即，在皮肤下)。在这种类型的实施方式中，控制器57以适合于安装在身体内的方式被密封并且/或者包括由适合于与身体内的组织长时间接触的材料(例如生物相容性材料)制成的壳体。在实施方式中，控制器57包括由与用于为支持装置10的部分或全部供电的内部电源(例如，内部电池)的壳体相同的生物相容性材料制成的壳体。

在实施方式中，控制器57配置成与一个或更多个传感器交互以用于监测泵22的一个或更多个操作特性。例如，速度传感器可以用于测量泵22的叶轮的旋转速度。在一个实施方式中，三(3)个霍尔效应传感器用于测量叶轮旋转速度。替代性地或附加地，例如通过两个压力换能器来测量叶轮上的压力上升，其中，一个压力换能器位于叶轮的上游并且一个压力换能器位于叶轮的下游。在实施方式中，根据其他测量参数来测量或校准流动速率。在实施方式中，从传感器输出的测量值的集合或测量值的任何子集(例如，叶轮旋转速度和压力上升)(例如被控制器57)用于自适应地控制叶轮的旋转速度、并且因此也自适应地控制输入至泵马达的电力，以实现所需的灌注。在其他实施方式中，响应于一个或更多个传感器测量值自适应地控制其他操作特性。

在一个实施方式中，诸如叶轮旋转速度和/或压力上升和/或流动速率之类的性能数据被传输至内部或外部单元(例如控制器57或控制器57的一部分)，内部或外部单元构造成在急性状况发生的情况下或系统故障的情况下发出警报。在实施方式中，性能数据被无线地传输至外部单元，该外部单元收集安装在患者的床边的智能手机或类似设备中的应用程序中的数据，并且例如将所述数据以电子方式发送至监测站。在实施方式中，监测站被设立成向患者的监护人或医师或者向应急服务机构发送警报。替代性地或附加地，可以将系统设立成智能地调节泵的操作以改善性能。机械循环支持装置的电操作的进一步的细节在本文中其他地方描述。

图2图示了替代性实施方式，在该替代性实施方式中，机械循环支持装置10构造成绕过血管2的一部分，而不是如图1的实施方式中那样与血管2的该部分平行地操作。在该实施方式中，入口端口12将血管2内的流8中的所有流转移到支持装置10的管腔20中。类似地，出口端口14构造成将流8中的所有流重新引回到自体血管2中。本文中将描述与主动脉串联及并联安装的机械循环支持装置的具体示例。

在参照图1和图2描述的实施方式中，支持装置10具有单个入口端口12和单个出口端口14。然而，这不是必需的。在替代性实施方式中，支持装置10可以包括两个或更多个入口端口12和/或两个或更多个出口端口14。在实施方式中，支持装置10包括位于降主动脉内的单个入口端口12以及两个出口端口14。在实施方式中，第一出口端口14构造成连接到降主动脉中，并且第二出口端口14构造成连接到升主动脉中。在实施方式中，支持装置10具有连接到降主动脉中的单个入口端口12和连接到升主动脉中的单个出口端口14。设置通向升主动脉的出口可能例如对于向大脑提供额外的支持装置或对于“灌注”泵是有用的。根据临床需要，其他构型也是可能的。

在设置多个出口端口14的情况下，与不同的出口端口14中的每个出口端口相关联的流动特性和/或通向出口端口14的流动路径可以被选择成根据临床需要控制由泵22提供的血流的分布。流动特性可以包括流动阻力、流动顺应性和/或流动感应。例如，在特定的出口端口14处仅需要对流量的小的贡献的情况下，与该出口端口14相关联的流动阻力可以设置成相对较高。相反地，在需要从出口端口14输出相对较高的流量的情况下，与该出口端口14相关联的流动阻力可以设置成相对较低。图3高度示意性地图示了这种构型。此处，支持装置10包括单个入口端口12和三个不同的出口端口14A、14B、14C。出口端口14A定位在入口端口12的在脉管系统2的相同部段中的下游。其他出口端口14B和14C位于血管系统中的其他地方并且在图3中未示出。流动特性设定构件28A、28B、28C——流动特性设定构件28A、28B、28C可以是例如瓣膜或直径受控的管段——定位在泵22与三个出口端口14A、14B、14C中的每一者之间的相应的流动路径上。通过使用流动特性设定构件28A、28B、28C改变流动特性，可以限定由泵22输出的总流量的将存在于相应的流动路径30A、30B和30C中的比例。

在实施方式中，泵构造成提供等于或大于安装有支持装置的身体的总泵送需求的泵送输出，使得不需要来自自体心脏的额外的泵送。在实施方式中，泵22、34构造成提供至少125mmHg的压力和/或等于每分钟5升的正常心输出量的流动速率。本发明的离心泵方法允许在紧凑的设备中以对血液的损害最小的方式实现这种压力和流动速率。在另一实施方式中，泵送输出低于身体的总泵送需求。在这样的实施方式中，泵辅助自体心脏，自体心脏必须提供总泵送功率的一部分。

图4示意性地描绘了脉管系统内的各种设备的安装方面的差异，所述各种设备包括与左心室并联安装的VAD和连接至升主动脉(P1)的流出装置、与左心室并联安装的VAD和连接至降主动脉(P2)的流出装置、与升主动脉(S1)串联安装的MCS、以及与降主动脉(S2)串联安装的MCS，其中，“MCS”和“VAD”在此处被分别用于区分与左心室并联安装的设备以及与左心室串联安装的设备。如其他地方所讨论的，每种安装构型都可能影响VAD的操作需求和安装程序。VAD与左心室并联的安装与自体心脏竞争血流，并且可以基本上承担泵送功能。并联安装可能使心脏的自然功能中断，并且可能不允许自体心脏组织的完全再生潜能。可以要求并联安装的VAD来产生全部的生理压力上升(约120mmHg)。并联安装的VAD通常需要通过高度侵入性手术(例如胸骨切开术)——高度侵入性手术通常需要执行心肺转流术——来安装，然而最近已经尝试将一些VAD的安装修改为较小侵入性手术，所述较小侵入性手术比如为Makdisi，G，Wang，I-W.在(2015年)Journal of Thoracic Disease(胸部疾病杂志)第7卷(第9期)，第283页至第288页的(通过参引并入本文的)“Minimally invasiveis the future of left ventricular assist device Implantation(微创是左心室辅助设备植入的未来)”中描述的。串联安装的MCS增加自体心脏的压力上升，因此减轻了患病的自体心脏所需的压力上升并且支持患病的自体心脏的自然功能，从而允许心脏的再生潜能。因此，由于串联设备的较低的压力上升需求，因此设计为串联安装的MCS可以具有较低的功率需求。MCS的串联安装、特别是在降主动脉内的串联安装可以经由微创手术执行而无需心肺转流术，因为该设备的流入口不需要直接邻接至心脏。MCS通过出口安装在升主动脉中可以用于支持脑血流。MCS通过出口安装在降主动脉中可以有利地避免由MCS引起的血液损害的风险，从而有利地避免引起脑血栓栓塞或中风的风险，并且MCS还可以增加肾脏灌注，因此有助于克服心肾综合征。

图5A至图5D图示了MCS 100的示例。图5A图示了MCS 100的立体图。图5B示出了MCS100的原型的照片，其显示了MCS 100在人的手中的大致尺寸。图5C图示了MCS 100的侧视横截面。图5D示意性地图示了MCS 100的简化的侧视横截面以及MCS 100的各种部件的(以mm为单位的)示例尺寸和MCS 100的整体尺寸。MCS 100通常可以包括叶轮200、壳体300和磁体保持器402、404、406、408。壳体300可以包括用于将血流接收到MCS 100中的入口102以及用于将血流从MCS100引导离开的出口104，入口102和出口104两者均从用于容置叶轮200的主体延伸。图5A至图5D中示出的入口102和出口104被特别构造成用于体外测试，并且可以被相应地修改以用于体内应用(例如，被缩短和/或构造成用于附接至血管移植物)。叶轮200可以完全容纳在壳体300内并且构造成磁性悬置、流体动力悬置或通过混合轴承的组合悬置在壳体300内，使得叶轮200不接触壳体300的内表面。叶轮200可以构造成在壳体300内以非接触方式电磁旋转。叶轮200可以用作离心泵，从而使通过入口102从轴向方向接收的血液移动并且使血液沿着叶轮200的圆周离心地排出到出口104。磁体保持器402、404、406、408可以联接至壳体300并且使磁体和/或电磁体围绕壳体300和叶轮200定位，磁体和/或电磁体可以用于使叶轮200电磁悬置并稳定在壳体300内。其他磁体、比如驱动叶轮200的旋转的磁体可以定位在壳体300内。如图5B中示出的，一根或更多根电线109可以从MCS 100延伸(例如，所述一根或更多根电线109可以在本文中其他地方描述的控制器与壳体300之间延伸)。电线可以向设备提供电力和/或将传感器输入传输至控制器。MCS 100的操作性部件中的每个操作性部件将在本文中其他地方进一步详细描述。

图6A至图6E图示了叶轮200和叶轮组件201的示例。图6A图示了叶轮200的立体图。图6B图示了叶轮200的侧视横截面。图6C图示了叶轮200的俯视横截面。图6D图示了叶轮组件201的立体图，叶轮组件201包括叶轮200、顶盖207、底盖209和不可见的其他部件。图6E图示了图6D中描绘的叶轮组件201的分解图。叶轮200可以构造成磁性悬置在壳体300内，使得除了通过入口102进入MCS 100的血液之外叶轮200与外部生理环境密封隔开。如图6A中示出的，叶轮200可以包括顶部端口202、底部端口204和主体210，顶部端口202、底部端口204和主体210中的每一者通常可以定形状为回转体(例如，筒形)。主体210可以具有比顶部端口202和/或底部端口204的直径大的直径。主体210可以包括上部部分212(形成叶轮罩)、下部部分214(形成叶轮毂)、位于上部部分212与下部部分214之间的叶片通道腔室216以及定位在叶片通道腔室216内的多个叶轮叶片218。

如图6B中示出的，上部部分212的顶表面可以是大致敞开的，并且可以延伸到上部腔室217中，上部腔室217构造成接纳如图6E中指示的在本文中其他地方进行描述的转子240。在其他实施方式中，下部部分214可以附加地或替代性地包括敞开的腔室。上部腔室217的外径可以包括构造成坐置并固定转子240的磁体的凹口(图14B)。上部部分212可以包括上部通道203，上部通道203可以从顶部端口202的顶表面延伸至上部部分212的底表面，以用于将血流接纳到叶片通道腔室216中。上部通道203可以包括大致圆形的顶部开口和底部开口。上部通道203的形状可以是大致筒形或截头圆锥形，或者上部通道203可以定形状为回转体，以优化入口102处的流动模式。上部通道203与叶片通道腔室216之间的边缘可以是大致圆化的或呈曲线的以用于沿径向向外的方向引导血流。下部通道205可以从下部部分214的顶表面延伸至底部端口204的底表面。下部通道205可以包括大致圆形的顶部开口和底部开口。下部通道205的形状可以是大致筒形或截头圆锥形。下部通道205与叶片通道腔室216之间的边缘可以略微圆化以减少对血液的损害。上部通道203和/或下部通道205可以在上部部分212和下部部分214的中央大致对准。上部通道203和下部通道205可以具有相同或类似的直径，并且上部通道203和下部通道205可以沿MCS 100的垂直于包括叶轮叶片218的平面且与叶轮200接收血流的方向对准的“轴向”方向彼此大致对准。

上部部分212的底表面可以形成叶片通道腔室216的顶板，并且下部部分214的顶表面可以形成叶片通道腔室216的底板。叶轮叶片218可以从叶片通道腔室216的顶板延伸至叶片通道腔室216的底板(即在叶轮罩与叶轮毂之间延伸)。叶片218可以与上部部分212和下部部分214结合成一体，并且叶片218可以通过对整体式材料件进行机械加工来形成。图6A至图6E中示出的叶轮200是带罩叶轮的示例，因为叶片218在顶部和底部被上部部分212和下部部分214覆盖，使得流体可以不在叶片218上方或下方流动。在其他实施方式中，可以使用如本文中其他地方所描述的无罩叶轮。叶轮叶片218可以大致垂直于叶片通道腔室216的顶板和底板，并且叶轮叶片218可以形成垂直于进入的血流的轴向方向(MCS的轴向方向)的平面，以便于制造考虑。在其他构型中，叶轮叶片218可以是在毂与梢部(叶片与罩在梢部处相遇)之间相对于轴向方向倾斜的三维体，以优化流动参数。三维形状的叶片218可以用先进的制造技术——比如生物相容性叶轮材料的熔模铸造或三维打印——制成。如图6C中示出的，叶片218可以各自包括压力侧219和吸力侧220。叶片218可以沿大致径向或子午线方向从内径(叶片的前边缘)延伸至外径(叶片的后边缘)。在一些实施方式中，叶片218可以稍微弯曲。压力侧219可以是凸形的，而吸力侧220可以是凹形的，特别是在叶片的梢部附近更是如此。叶片218的内径(前边缘)可以与上部通道203和/或下部通道205对准。叶片218的外径(后边缘)可以与主体210的外径对准。在一些实施方式中，上部部分212和下部部分214可以具有不同的直径，并且叶片218可以延伸至两个直径中的较大直径。当叶片218从其前边缘延伸至其后边缘时，叶片218可以具有大致均匀的厚度。在其他实施方式中，并且特别是在采用先进的制造方法的情况下，叶片218可以被定形状为如现代离心压缩机和现代涡轮增压器的径向流入涡轮机中那样。叶片的沿着内径(前边缘)和/或外径(后边缘)的边缘可以分别定形状(例如，圆化)成匹配叶轮主体210(罩和/或毂)——叶片218可以与叶轮主体210(罩和/或毂)对准——的内部圆周或外部圆周的曲率半径。叶片218的沿着子午线方向的形状可以用先进的涡轮机械叶片设计方法来定形状，所述先进的涡轮机械叶片设计方法比如为由T.Korakianitis，I.Hamakhan，M.A.Rezaienia，A.P.S.Wheeler，E.Avital和J.J.R.Williams在Applied Energy(应用能源)第89卷，第1期，第215页至第227页，2012年1月的(通过参引并入本文的)“Design of high-efficiency turbomachineryblades for energy conversion devices with the three dimensional prescribedsurface curvature distribution blade design(CIRCLE)method(用于能量转换设备的高效涡轮机械叶片的利用三维规定的表面曲率分布叶片设计(CIRCLE)方法的设计)”中描述的先进的涡轮机械叶片设计方法。所述多个叶片218中的每个叶片218可以具有彼此相同的形状和构型。叶片218可以围绕主体210的圆周均匀地间隔开。叶轮200可以包括任何数目的叶片218(例如，三个、四个、五个、六个、七个、八个、九个等)。血流可以从入口102被引导至叶片通道腔室216，并且在叶片218之间沿离心方向被泵送并且从叶片通道腔室216的敞开的圆周部分被泵送出。

图6D和图6E分别以组装图和分解图图示了带罩的叶轮组件201。顶部端口202和底部端口204可以具有相同或类似的直径。顶部端口202和/或底部端口204可以包括呈回转体的形状。顶部端口202和/或底部端口204可以包括肩部211、213(如图6A中示出的)，环形磁体230可以坐置或部分地坐置在肩部211、213上，如图6E中指示的。在本文中其他地方描述的环形磁体230可以构造成在顶部端口202和/或底部端口204上方滑动。在一些实施方式中，环形磁体230可以与叶轮200形成紧密的过盈配合，环形磁体230可以通过先进的接合技术附接，或者环形磁体230可以完全插入到叶轮材料中。在本文中其他地方描述的转子240可以构造成被接纳在叶轮200内。叶轮组件201还可以包括顶盖207和/或底盖209。顶盖207和底盖209可以大体定形状为回转体(例如管状)。盖207、209可以包括在一个端部处径向向外延伸的平坦的环形边沿，所述平坦的环形边沿构造成分别抵靠主体210的顶表面和底表面坐置并且与主体210的顶表面和底表面联接。盖207、209可以具有在另一端部处径向向内延伸的薄的环形边沿，所述薄的环形边沿构造成分别坐置在顶部端口202和底部端口204的边缘上方。顶盖207可以构造成将上部端口202接纳在顶盖207的本体的内径内，并且/或者底盖209可以构造成将底部端口204接纳在底盖209的本体的内径内。顶盖207和/或底盖209可以构造成坐置在环形磁体230的顶部上方，并且构造成使环形磁体230与外部环境、比如壳体300密封隔开。顶盖207的径向向外的边沿可以构造成密封上部腔室217并且使转子240与外部环境、比如壳体300隔绝。在其他实施方式中，转子240可以定位在如本文中其他地方描述的下部腔室中，或者可以将另外的转子定位在下部腔室中。顶盖202和/或底盖204可以通过任何合适的方式——包括激光焊接或生物相容性粘合剂——联接至主体210。在一些实施方式中，顶盖207被轮廓激光焊接至叶轮200，并且底盖209被轮廓激光焊接至叶轮200。叶轮组件可以包括轴向目标件221，轴向目标件221可以包括平坦的环形右侧部。轴向目标件221可以坐置在叶轮200的下部部分214的底表面上。轴向目标件221可以由不锈钢或其他合适的材料制造。轴向目标件可以是磁性的。叶轮200、顶盖207和底盖209可以包括生物相容性材料，比如说例如为PEEK OPTIMA的聚醚醚酮(PEEK)、生物相容性钛和/或涂覆有生物相容性合金的生物相容性钛，因为它们包括血液-接触表面。

图7A和图7B描绘了叶轮250、252的替代性实施方式，所述替代性实施方式不包括顶部端口和底部端口。在一些实现方式中，这些叶轮250、252可以在制造之后被随后接合至上部端口和下部端口。如图7A和图7B中示出的，叶轮250、252可以包括轴向长度大致相同的上部部分212和下部部分214。在一些实施方式中，如图7B中观察到的，叶轮252的叶片218的前边缘可以被圆化。在一些实施方式中，如图7B中观察到的，叶片218的前边缘可以向上部通道203的底部开口内部延伸。这种构型可以允许从顶部对叶片218的前边缘进行更容易的机械加工。如图6C中观察到的，叶片218的前边缘与上部通道203的底部开口对准的实施方式可以对进入的血流产生较少干扰。

在一些实施方式中，与上述带罩叶轮200相反，叶轮可以是无罩叶轮。图7C图示了具有顶部上未覆盖的叶片255的无罩叶轮254的示例，并且图7D图示了具有顶部上未覆盖的叶片257的另一无罩叶轮256的示例。带罩叶轮具有包围叶轮叶片218的顶部(罩)和底部(毂)。无罩叶轮在叶片的一个侧部或两个侧部(顶部和底部)上未覆盖。在图7C和图7D中图示的无罩叶轮254、256中流体可以在叶片255、257的梢部上方流动。由于无罩叶轮中的梢部泄漏(即，流在旋转叶片上方泄漏)，因此带罩叶轮可以具有比无罩叶轮更高的效率。带罩叶轮在罩与壳体之间的区域中对血液引入更多的剪切。MCS可以被修改成支承无罩叶轮(例如，使用悬垂式叶轮设计)。例如，包括转子和定子的马达可以围绕无罩叶轮的毂而不是围绕罩轴向地定位，并且径向稳定系统和/或轴向稳定系统(轴承)也可以被适当地调节，以考虑缺乏罩的情况。例如，可以使用叶轮的底部径向稳定系统部件和底部轴向稳定系统部件以及壳体的稳定部件来稳定叶轮，如本文中其他地方所描述的。

图8A至图8E图示了壳体或壳体的部件的示例。壳体300的形状和尺寸可以构造成以使得叶轮200可以悬置在壳体300内并且围绕MCS 100的轴向方向旋转而叶轮200的任何部分都不与壳体300接触的方式包围叶轮200。包括壳体300和叶轮200的血液接触表面可以包括一种或更多种生物相容性材料，所述一种或更多种生物相容性材料包括但不限于例如为PEEK OPTIMA的聚醚醚酮(PEEK)、生物相容性钛和/或涂覆有生物相容性合金的生物相容性钛。壳体300可以包括可以围绕叶轮200组装的多个部件。例如，图8A图示了壳体300的示例的分解图。壳体可以包括盖子312、上蜗壳314、下蜗壳316和出口附接件318。出口附接件318可能特别适合于体外测试，并且出口附接件318可以被移除或修改以用于体内应用，如本文中其他地方描述的。盖子312可以包括入口102或者能够接合至入口102。出口附接件318可以包括出口104，并且出口附接件318可以包括用于联接至上蜗壳314和/或下蜗壳316的外部圆周的弯曲部段305。可以使用螺钉和/或销、生物相容性粘合剂或任何其他合适的方式来组装壳体300的部件。

图8B图示了图8A中示出的上蜗壳314的仰视图，并且图8C图示了图8A中示出的下蜗壳316的立体图。壳体300可以包括扩散器320。扩散器320可以包括用于接收由叶轮200泵送的血液的通道，并且扩散器320可以延伸到出口104中的蜗壳通道中。扩散器320可以直接形成在壳体300的内表面中，如图8A至图8C中示出的。扩散器320可以横过上蜗壳314和下蜗壳316的交界面形成。例如，扩散器320的横截面圆周的大约一半可以形成在上蜗壳314中，并且圆周的大约一半可以形成在下蜗壳316中。上蜗壳314和/或下蜗壳316可以包括用于接纳流体密封构件的凹口315，该流体密封构件与O型环类似、定形状成与扩散器320的圆周匹配。扩散器320的圆周的一部分可以向内径敞开，使得通过叶轮200泵送的血液可以进入通道。在其他实施方式中，扩散器320可以通过沿着壳体300的外表面添加诸如涡形件之类的部件而形成，如本文中其他地方所描述的。扩散器320可以包括部分圆形的横截面。扩散器320可以沿着MCS 100的周向方向延伸至出口104。在一些实施方式中，扩散器320可以同时沿轴向方向向下延伸，使得扩散器320开始螺旋。扩散器320可以围绕壳体300的整个圆周或圆周的仅一部分延伸。如图8A至图8C中观察到的，在扩散器320围绕超过整个圆周延伸的实施方式中，扩散器320可以在其自身后方缠绕成靠近出口，从而形成完全封闭的横截面。在一些实施方式中，扩散器320的横截面的尺寸可以随着通道朝向出口104延伸而增加。例如，如图8B中最佳地观察到的，扩散器320的径向宽度可以从起始点321到出口104连续增加。起始点321可以具有非常小的厚度，使得起始点321形成沿叶轮200旋转的方向扩张的通道的起点。在一些实施方式中，当从顶部观察时，扩散器320的宽度可以沿着顺时针或逆时针方向扩张。流体流在扩散器内的方向由叶轮旋转的方向和叶片从径向方向倾斜的方向设定。在一些实施方式中，可以选择沿着扩散器320的流动区域分布以优化出口104血流中的涡旋形成。优化的涡旋形成可以仿效健康的自体降主动脉中的弱的通道涡旋，如本文中其他地方描述的。

在各个实施方式中，出口104构造成垂直于MCS 100的轴向方向延伸，如图5A至图5D以及图8A中示出的。出口附接件318可以包括形成扩散器320的延续的蜗壳。出口附接件318可以形成大致笔直的通道。出口附接件318可以提供用于附接可以吻合至主动脉的出口移植物的方便的装置。在一些实施方式中，可以不包括出口附接件318。图8D图示了壳体350的另一示例的立体图，在该壳体350中，出口与主体结合成一体或与主体邻接，使得出口不形成筒形轴。在一些实施方式中，MCS可以包括多层壳体。图8E图示了壳体352的另一示例的分解图，壳体352包括内部上蜗壳354和内部下蜗壳356以及外部上壳体358和外部下壳体360，内部上蜗壳354和内部下蜗壳356分别类似于上蜗壳314和下蜗壳316，外部上壳体358和外部下壳体360构造成包围内部壳体354、356并且构造成沿着圆周接缝彼此相接。在一些实施方式中，扩散器320可以延伸到终止于出口104的涡形件的蜗壳中，如本文中其他地方描述的。涡形件可以进一步比如通过将流体流重新定向为向下的轴向方向而对流体流进行重新定向，使得MCS可以构造成用于在主动脉内共线安装。

图9以简化的横截面示意性地图示了叶轮200在壳体300的内表面内的悬置定位以及通过那些部件的血液的流动。壳体300围绕叶轮200的除了入口102和扩散器320之外的大多数部分形成小的外围空间322，入口102和扩散器320中的每一者形成与穿过叶轮200的主要流动路径连续的较大空间。外围空间322允许叶轮200通过电磁力和/或流体动力的非接触旋转，并且外围空间322形成用于在操作期间充满外围空间322的血液的次级流动路径。叶轮200和壳体300形成从入口102至扩散器320且通向出口104(未示出)的主要血液流动路径，该主要血液流动路径由箭头示意性地描绘。血液可以沿轴向方向通过上部通道203进入叶轮200，并且通过叶轮叶片218之间的旋转通道前进，叶轮叶片218之间的旋转通道使血流沿切向和径向向外的方向加速。血液被迫通过(未示出的叶片218之间的)叶片通道腔室216，经过叶轮200的外部圆周，并且进入到形成在壳体300的内表面中的扩散器320中。叶轮200在血液通过时增加血液的速度和停滞压力。扩散器320使血流减速并且增加静压力。在一些实现方式中，限定扩散器320通道的大致圆形横截面的不到一半可以朝向包括叶轮200的内部壳体容积敞开，如图9中观察到的。在其他实施方式中，大致圆形横截面的一半或多于一半是敞开的。尽管扩散器320的在图9的右侧和左侧的横截面的大小被示出为相等，但是所述横截面可以具有不同的大小，因为扩散器通道320的横截面面积可以随着扩散器通道320向下游延伸至出口104而增加。

血液还可以流动穿过同样由箭头示意性描绘的次级血液流动路径，次级血液流动路径经由叶轮200与壳体300之间的外围空间322形成，如图9中示出的。次级血液流动路径可以包括上部次级血液流动路径和下部次级血液流动路径。次级血液流动路径可以通过在叶轮200与壳体300之间向上或向下流动而不是进入到扩散器320中而起始于叶轮200的叶片通道腔室216与壳体300之间的外围空间322。捕获在叶轮200与壳体300之间的、位于外围空间322内的血液提供了流体动压轴颈轴承力，流体动压轴颈轴承力有助于防止叶轮200与壳体300之间的接触。在替代性实施方式中，叶轮组件201的顶部平坦表面和底部平坦表面具有螺旋凹槽，所述螺旋凹槽成为设备间隙中的次级流动区域的一部分，并且辅助流体动力流通过窄的间隙，以使次级流动路径中的血液创伤最小化。血液可以沿着这些路径被迫回到入口102和叶轮200的接合部或通过下部通道205回到叶片通道腔室216。下蜗壳316可以包括(同样示出在图8C中的)主固定轴317，主固定轴317构造成从壳体300的底部延伸到叶轮200的下部通道205中。主固定轴317的形状可以是筒形或略微锥形，其中，轴317与其形成流体动压轴颈轴承的下部通道205的形状对应地变化。主固定轴317可以构造成在下部通道205内驻留成使得叶轮200可以以非接触的方式围绕轴317旋转。主固定轴317的上端部可以包括顶点。主固定轴317的上端部可以定形状成将流朝向叶片通道腔室216的圆周部导引。主固定轴317的上端部可以是平坦的、锥形的、具有凹形表面的锥形(如图9中示出的)、圆顶形、子弹形、倒圆形或其他合适的形状。主固定轴317的尺寸可以构造成防止在外围空间322的这些空隙(间隙)区域中的而不是沿着主要流动路径的大量流动。下部通道205的存在允许沿着次级流动路径的血液返回至叶轮200，使得沿着次级流动路径的血液不会停滞在围绕叶轮200的下部部分214的剩余空间中，从而增强了MCS 100的冲洗。叶轮的轴向位置可能会影响流动路径的几何形状，并且因此影响流动速率。

叶轮200可以经由定位在叶轮200和壳体300内的无源(即，永久性)磁体沿轴向方向磁悬置。图10A至图10D图示了用于轴向地悬置叶轮200的MCS 100部件的示例。叶轮组件201可以包括定位在叶轮200的上端部和下端部处的两个磁体或两组磁体。壳体300可以包括定位在壳体300的上端部和下端部处的两个磁体或两组磁体。叶轮200可以利用磁体来悬置，以在MCS 100的上端部和下端部处在叶轮200与壳体300之间产生近似相等的吸引力，或者在MCS 100的上端部和下端部处在叶轮200与壳体300之间产生近似相等的排斥力，从而考虑了其他可能的力、比如重力或来自患者运动的加速度。图10A图示了用于MCS 100的轴向悬置的无源磁体的示例构型。叶轮组件201可以包括两个环形磁体230，所述两个环形磁体230可以构造成围绕叶轮200的顶部端口202和底部端口204(未示出)坐置。MCS 100可以包括定位在叶轮200外部的成组的轴向悬置磁体330。轴向悬置磁体330可以定位在壳体300内、联接至壳体300和/或定位在壳体300与叶轮200外部的其他部件之间，使得轴向悬置磁体330相对于壳体300保持静止并且与叶轮200在物理上断开联接。可以存在均匀地围绕壳体300的上圆周和下圆周定位的一个或更多个轴向悬置磁体330。例如，可以存在轴向地定位在上部环形磁体230上方的四个轴向悬置磁体330和轴向地定位在下部环形磁体230下方的四个轴向悬置磁体330，如图10A中示出的。在其他实施方式中，轴向悬置磁体330可以是类似于环形磁体230的环形磁体。在替代性实施方式中，轴向悬置磁体可以定位成在轴向方向上略微进一步隔开，并且如本文中其他地方描述的，轴向悬置磁体可以通过经由联接至壳体的电磁体的激活而用于使叶轮组件201在壳体300中轴向振荡，从而在叶轮出口处提供脉动流。

上部轴向悬置磁体330可以定位在比如图10B中示出的上部轴向磁体保持器402内，并且/或者下部轴向悬置磁体330可以定位在比如图10C中示出的下部轴向磁体保持器404内。轴向磁体保持器402、404可以包括用于接纳轴向悬置磁体330中的每个轴向悬置磁体的槽。轴向悬置磁体330可以经由过盈配合或比如粘合剂、螺钉、销等其他合适的方式联接至轴向磁体保持器402、404。在一些实施方式中，上部轴向磁体保持器402可以包括构造成配装在入口102上方的环形形状件，如图5A至图5D中示出的。上部轴向磁体保持器402可以通过摩擦配合固定至入口102。上部轴向磁体保持器402能够在足够的力下沿着入口102的长度滑动。下部轴向磁体保持器404可以构造为具有中央柱的板。板可以是大致圆形的。柱可以是大致筒形的。柱可以构造成接纳在大致形成于壳体300(例如，下蜗壳316)的底部外表面的中央部中的通道319内，如图5C和图5D中描绘的。通道319的长度可以延伸到主固定轴317中。下部轴向磁体保持器404可以通过摩擦配合固定至壳体300。下部轴向磁体保持器404能够在足够的力下在通道319内平移。

图10D图示了联接至叶轮200的环形磁体300，并且图10D示意性地图示了上部轴向磁体保持器402和下部轴向磁体保持器404相对于叶轮200的定位。在一些实施方式中，环形磁体230可以具有第一极性(例如，正或负)。轴向悬置磁体330可以具有与第一极性相反的第二极性，使得上部环形磁体230被朝向上部组的轴向悬置磁体330轴向向上拉动，而下部环形磁体230被朝向下部组的轴向悬置磁体330轴向向下拉动。在其他实施方式中，底部环形磁体230和底部组的轴向悬置磁体330具有第一极性，并且上部环形磁体230和上部组的轴向悬置磁体330具有第二极性，使得上部环形磁体230被轴向向下推动，而下部环形磁体230被轴向向上推动。轴向悬置磁体330可以是可调节的。例如，如图10D中的箭头示意性图示的，磁体330能够在轴向方向上平移以调制磁力并且优化轴向悬置，如在其他地方描述的。将轴向悬置磁体330定位在上部轴向磁体保持器402和下部轴向磁体保持器404内提供了相对于壳体300的容易的可轴向调节性。

叶轮200可以经由无源(即永久性)磁体、有源(即电激活)磁体或电磁体(例如，围绕金属芯缠绕的导电线圈)以及叶轮200与壳体300的内表面之间的流体动压轴颈轴承效应的各种组合而沿径向方向磁悬置。图11A至图11E图示了可以用于径向悬置及稳定的部件。图11A示出了用于径向悬置的磁体和传感器的定向的示例。无源径向悬置磁体332可以沿着轴向方向定位成邻近每个叶轮环形磁体230(例如，定位在壳体300的内表面后方)。无源径向悬置磁体332可以是可调节的。例如，无源磁体332能够沿径向方向手动地平移成使得无源磁体332可以更靠近或更远离叶轮200移动。在一些实现方式中，无源磁体332可以定位在包括孔口的磁体铁件中，所述磁体铁件可以在径向方向上沿着杆、销或螺钉滑动或平移。在本文中其他地方描述的一个或更多个有源径向悬置磁体334可以类似地定位成邻近每个叶轮环形磁体230(例如，定位在壳体300的内表面后方)。在本文中其他地方描述的一个或更多个涡流传感器336可以定位成邻近每个叶轮环形磁体230(例如，定位在壳体300的内表面后方)。图11B图示了顶部径向磁体保持器406的示例，并且图11C图示了底部径向磁体保持器408的示例。径向磁体保持器406、408可以用于将径向悬置磁体332、334和/或涡流传感器336定位(例如，夹持)成邻近壳体300。径向磁体保持器406、408可以包括定尺寸成接纳或部分接纳径向悬置部件的凹口和/或空间，如图11B和图11C中示出的。图11D和图11E图示了坐置在壳体300的表面上的径向悬置磁体332、334和涡流传感器336。在一些实施方式中，壳体300的上部外表面和下部外表面构造成坐置径向悬置部件中的所有或一些径向悬置部件。图11D图示了坐置在盖子312的顶部上的上部径向悬置部件。图11E图示了坐置在下蜗壳316的底部上的下部径向悬置部件。壳体300可以包括与径向磁体保持器406、408相同或类似的凹口，以用于部分地接纳径向悬置部件，如图11D和图11E中示出的。部件可以被夹在壳体300与径向磁体保持器406、408之间。顶部径向磁体保持器406和底部径向磁体保持器408可以各自包括构造成围绕分别从壳体300的顶部和底部(例如，盖子312和下蜗壳316)延伸的大致筒形的突出部联接的环形形状。径向磁体保持器406、408可以构造成通过摩擦配合或其他合适的方式固定至壳体300。

图12A和图12B示意性地图示了径向悬置及稳定的两种不同模式。叶轮200可以由无源径向悬置磁体332径向地悬置。根据Earnshaw定理，这可能会由于轴向刚度而导致径向不稳定性。不稳定性也可能由于本文中其他地方描述的马达的转子240与定子340之间的磁吸引力以及MCS 100内的湍流流动、包括涡旋而产生。叶轮200可以通过轴颈轴承力和/或有源径向悬置磁体334进一步稳定，如下文所描述的。

在一些实施方式中，如图12A中示出的，单个无源径向悬置磁体332用于将叶轮200朝向壳体300的相反侧推动，从而在叶轮200与壳体300之间产生大的流体动压轴承效应。无源径向悬置磁体332与叶轮环形磁体230之间的组合磁力以及轴颈轴承力可以产生高度偏心的径向平衡，使得叶轮200围绕偏离壳体300的中央纵向轴线的轴线旋转。径向悬置的这种模式有利地不会消耗额外的功率，因为仅使用无源磁体并且可以在没有额外的电路和/或传感器的情况下实现稳定。在一些实施方式中，可以围绕每个叶轮环形磁体230定位有多于一个无源径向悬置磁体332。

在其他实施方式中，如图12B中示出的，无源径向悬置磁体332可以定位成与图12A中描绘的模式相比距离壳体300更远，使得叶轮平衡轴线大约沿着壳体300的中央纵向轴线定位。由于在这种布置中产生了不太强的轴颈轴承力，因此平衡点可能不太稳定。有源径向悬置磁体334可以用于防止或抑制来自平衡点的振荡。涡流传感器336可以用于监测如图12B中描绘的叶轮200的位置。有源径向悬置磁体334可以由控制电路根据来自涡流传感器336的输入而致动，以使振荡稳定。有源径向悬置磁体334可能不用于独立地悬置叶轮200以限制功率消耗。径向稳定的这种模式可能是有利的，因为这种模式可以在叶轮200上产生较低的剪切应力。较低的剪切应力还可以减少所泵送的血液中的溶血量。此外，有源稳定允许MCS 100对动态震动、比如患者跌倒做出反应。在一些实施方式中，两个有源径向悬置磁体334可以围绕无源径向悬置磁体332定位。有源磁体334可以定位在叶轮200的与无源磁体332相同的侧部上，并且有源磁体334可以相对于无源磁体332对称地间隔开。两个涡流传感器336可以定位在叶轮200的与磁体332、334相对的侧部上。每个涡流传感器336可以定位成与有源磁体334中的一个有源磁体相对。在替代性实施方式中，MCS 100可以依靠一种或更多种其他类型的轴承来悬置和稳定叶轮，所述一种或更多种其他类型的轴承包括球轴承、滚子轴承和/或滚针轴承。

在一些实施方式中，有源磁体334可以在环形磁体230附近定位在相对于环形磁体230至少略微轴向移位的位置中，使得有源磁体334的激活在叶轮200与壳体300之间产生磁轴向移位力。轴向移位力可以用于调制叶轮200相对于壳体300的轴向悬置位置。向有源磁体334施加电流的脉动相可以用于使叶轮200沿着轴向方向振荡并且产生脉动流。在其他实施方式中，可以使用不同于有源磁体334的附加的电磁体来产生脉动流。在一些实现方式中，附加的磁体可以仅定位在上部环形磁体230或下部环形磁体230附近，而不是上部环形磁体230和下部环形磁体230两者附近。

在一些实施方式中，壳体300的内轴向表面和/或叶轮200的外轴向表面或壳体300的内轴向表面的部分和/或叶轮200的外轴向表面的部分可以包括周向凹槽。在一些实现方式中，凹槽可以轴向地成螺旋形。凹槽可以具有在约100μm与约1mm之间(例如，200μm、500μm、710μm等)的轴向间隙。凹槽可以减少表皮摩擦阻力，从而提高MCS 100的效率，并且凹槽可以增强来自MCS 100的冲洗流。凹槽还可以通过调节轴向悬置磁体330使轴向地悬置叶轮200更容易来改善叶轮200的稳定性。

图13A示意性地图示了示出用于操作磁悬置(即，磁悬浮)系统的电路系统部件的示例的框图。图13B示意性地图示了在图13A中的框图的四个部件(框1至框4)之间划分的电路。调整部件(框1)将涡流传感器336输出转换并且滤波成可以由控制电路读取的电压。调整部件可以是锯齿波发生器。控制电路(框2)使用传感器输入以及外部输入(磁悬浮偏移)来确定有源径向悬置磁体334的对应的线圈中的作用力。脉冲宽度调制(PMW)部件(框3)将控制电路输出转换成脉冲宽度调制信号，脉冲宽度调制信号可以用于驱动有源径向悬置磁体334中的线圈切换。PMW部件可以使用比较器。最后，功率MOSFETS(框4)由脉冲宽度调制信号驱动，以向构造成稳定叶轮200的有源径向悬置磁体334供应电力。

磁悬置叶轮200可以经由电磁马达被电磁致动成在壳体300内围绕磁悬置叶轮200的纵向轴线旋转。在一些实施方式中，马达可以是径向无刷式马达，例如径向无刷式DC马达。马达可以是径向三相无刷式DC马达。马达通常包括定位在壳体300内的定子340以及定位在叶轮组件201内并且在定子340的内侧同心对准的转子240。图14A和图14B描绘了转子240的示例。图14A示出了转子240的立体图。图14B示出了叶轮组件201中的与叶轮200组装在一起的转子240的立体图。转子240可以包括围绕环244定位的无源驱动磁体242。驱动磁体242可以在环244的外部圆周上定位成使得驱动磁体242从环244径向向外延伸。驱动磁体242可以部分地嵌入在环244内。驱动磁体242可以围绕环244的圆周均匀地间隔。可以设置有任何数目的驱动磁体242。在一些实施方式中，定子磁体与驱动磁体242的比为3：2。在一些实施方式中，可以设置有六个驱动磁体242。驱动磁体242可以包括钕(NdFeB)。驱动磁体242的形状可以是大致立方体，并且驱动磁体242可以具有约5mm×5mm×5mm的尺寸。环244可以包括钢。转子240可以构造成插入到叶轮200中。例如，如图14B中示出的，转子240可以被定尺寸成插入到如本文中其他地方描述的叶轮200的上部部分212的上部腔室212中。转子240可以通过任何合适的方式联接至叶轮200，所述任何合适的方式包括但不限于焊接、生物相容性粘合剂或与顶部端口202的外部圆周的紧密过盈配合。

图15A和图15B描绘了定子340的示例。图15A示出了沿着定子340的纵向轴线的俯视图。图15B示出了围绕叶轮200的外部圆周定位的定子340的立体图。定子340可以包括围绕环344定位的有源磁体342。环344可以包括硅钢。定子磁体342可以在环344的内部圆周上定位成使得定子磁体342从环344径向向内延伸。定子磁体342可以围绕环344的圆周均匀地间隔开。可以设置有任何数目的定子磁体342。在一些实施方式中，定子磁体342与驱动磁体242的比为3：2。在一些实施方式中，可以设置有九个定子磁体342。定子磁体342可以包括金属导电线圈，所述金属导电线圈围绕从环344向内延伸的突出部周向地缠绕。线圈可以包括铜。提供给导电线圈的电流可以用于产生有源磁体的电磁力。缠绕有线圈的突出部的径向向内的端部可以包括周向延伸的凸缘343，凸缘343朝向彼此延伸并且彼此对准以形成部分闭合的内径，该内径构造成围绕壳体300的面向外的表面(未示出)坐置。可以在相邻突出部上的凸缘中的若干凸缘之间形成较大的间隙。间隙可以构造成用于允许在本文中其他地方描述的霍尔效应传感器346邻近于壳体300的外表面定位，如图15A中示出的。在一些实施方式中，可以使用多个轴向对准的定子340(例如，三个定子340)。定子340可以定位在壳体300内。例如，定子340可以定位在上蜗壳314内。

马达可以通过将三相电压(正电压、零电压和负电压)顺序地施加至每个定子磁体342以感生三相电流(正电流、零电流和负电流)和极性(正极性、非极性和负极性)来驱动。正极性脉冲和负极性脉冲可以围绕定子环344周向行进，以通过与驱动磁体242的磁性相互作用连续地驱动转子240。可以处于MCS 100外部的控制器可以用于对每个定子磁体342的充电进行定时，以产生转子240的连续旋转。定位在壳体300内的一个或更多个双极霍尔效应传感器346(例如，三个传感器)可以用于通过检测驱动磁体242的接近来检测转子240相对于定子340的定位。控制器可以监测一个或更多个霍尔效应传感器346的输出，并且使用定位位置来调制定子磁体342的激活。在一些实施方式中，霍尔效应传感器可以是Honeywell(霍尼韦尔)部件号SS411A传感器。

MCS 100的电气系统可以控制马达和磁悬置系统、以及功率调整和电池充电。电气系统或电气系统的一部分可以处于MCS 100的外部。电气系统可以由诸如化学电池(例如锂离子电池)之类的内部可充电电池供电，或者可以将电池用作备用电源。内部电池(或多个内部电池)可以在身体内植入与MCS 100设备分开的位置处。例如，内部电池可以包括在以类似于将起搏器植入身体内的方式植入身体中的单独的控制器设备中。控制器也可以包括其他电气系统。在一些实施方式中，电池可以经由通过皮肤的感应电力传递而经皮充电。在一些实施方式中，MCS 100主要由外部电池(例如，16.8V电池)供电，但是MCS 100可以具有用于备用的内部电池。来自外部电池的电力也可以通过皮肤经皮传递。图16A示意性地描绘了经皮能量传输系统(TETS)的示例的部件，包括各种部件效率(η)。外部电池充电器可以接收线路AC电压(例如110-240VAC)，并且将AC电压转换成DC电压以使外部电池(例如锂离子电池)充电。DC-DC转换器可以用于稳定由外部电池(例如，在外部电池放电时)提供的DC电压。DC到高频(HF)转换器可以将DC电压转换成高频(例如250kHz)AC电压，以用于从外部初级线圈(例如，间隔开20mm)对皮肤下方的次级线圈经皮充电。可能需要更高的频率以在进一步间隔开的线圈之间传递能量。线圈可以由Litz(利兹)线制成。HF到DC转换器可以用于在身体内将能量转换回DC。内部DC-DC转换器可以用于稳定供应至控制器的DC电压。控制器可以经由包括输入能力和输出能力的合适的布线电连接至MCS 100(表示为“TC”)。控制器可以包括智能运行机制，智能运行机制包括对电力消耗、叶轮转数、血压和其他性能参数的持续监测。信息可以无线传输至控制器和/或从控制器无线传输至比如患者、医师或医院。

控制器还可以包括内部可充电电池。内部电池可以用于在TETS断开连接时用作临时备用电池。内部电池可以通过HF到DC转换器的输出充电。如果电流低于预定阈值，则可以使用欠电流换能器来感测来自外部电池的电流，并且在从HF到DC转换器直接供应的电力与从内部电池供应的电力之间进行切换。较大的电池可以提供更长的独立操作时间。以较低的电流(例如0.2A)对电池进行充电可以有利地限制设备的温度升高，然而可能需要更长的充电时间。在一些实施方式中，电池可以经皮充电。图16B示意性地描绘了经皮能量传输系统(PETS)的示例的部件，包括各种部件效率(η)。MCS 100可以包括用于使来自其他源的电磁干扰最小化的任何合适的方式，包括但不限于针对恒定功率优化电压和电流、修改信号的频率以及使用滤波器、屏蔽件和/或缓冲电路。

控制器可以包括用于操作MCS 100的电子电路系统。在一些实施方式中，马达可以使用L6235驱动器芯片(ST Microelectronics)来驱动。图16C示意性地图示了L6235驱动器芯片电路。该电路可以用于给霍尔效应传感器供电、监测霍尔效应传感器的输出并且相应地驱动三个相位。图16D示意性地图示了电池充电电路。电池充电电路可以使用MSP430微控制器经由ZXCT1041电流监测器来监测电池电压和/或进入到电池中的电流。如果电池完全充电并且进入到电池中的电流低于0.02C，则微控制器可以使充电停止以防止过度充电。当电池电压下降到低于预定阈值时，充电可以恢复。进入到电池中的电力可以由MMBTA双极结型晶体管和BSP250 MOSFET控制。可以将多种充电算法编程到微控制器中。图16E示意性地图示了功率调整电路。功率调整电路可以用于从电池(例如16.8V电池)产生较低的电压电平，如本文中其他地方描述的。使一些电路在较低的电压下运行可以降低MCS 100的功耗。可以使用可调节的DC-DC电流调节器以确保有效的转换。在一些实现方式中，可以分别以3.5V、5V和6.5V对控制电子器件、数字滤波装置和磁悬浮致动器进行供电。在一些实现方式中，可以分别以3.5V、3.5V和电池电力(例如16.8V)对控制电子器件、数字滤波装置和磁悬浮致动器进行供电，这可以提供较低的成本、复杂性和功耗。电力可以从控制器经由电导线109被提供至MCS 100，如图5B中图示的。可以设置有在控制器与MCS 100之间延伸的多条导线。例如，可以设置有向径向悬置电磁体提供电力的导线、向马达的电磁体提供电力的导线、接收来自涡流传感器的输入的导线、接收来自霍尔效应传感器的输入的导线等。电力和数据可以根据本领域中已知的任何合适的方式在控制器与MCS之间传递。

MCS 100可以被优化以用于在患有III期晚期和/或IV期早期CHF的患者中执行串联治疗。MCS 100可以被优化以提供最大的电力效率、使占用空间最小化和/或减小设备重量。对电力效率进行优化可以减小电池重量和/或使下述非栓系时间最大化：在非栓系时间期间，设备可以经由电池电力来操作。设备可以构造成优化旋转叶轮200的稳定性，以防止对设备的损坏和/或血液创伤。马达效率的损耗可以是电的、磁的和/或机械的。电效率损耗可以例如包括绕组电阻(即铜损耗)、特别是在低速应用中的绕组电阻。磁效率损耗可以包括磁滞、涡流损耗和/或过量的涡流。机械损耗可以包括风阻、通风和/或轴承摩擦。在一些实施方式中，效率为至少15％。在一些实施方式中，效率为至少20％。在一些实施方式中，功耗可以为约10W或更小。效率通常可以通过使用具有降低的表皮摩擦的较小的叶轮以提高液压效率而增加。效率通常可以通过允许用于线圈的更多空间和/或减小定子-转子间隙以提高操作条件下的机电效率而增加。稳定性通常可以通过增加定子-转子间隙来改善。

操作设计可以构造成使对血液的损害最小化，使得溶血较低。溶血是在高剪切流条件下由高剪切力和暴露时间(或流动通道的长度)赋予的血液创伤的结果。对于设定的流动速率(例如5L/min)和第一近似值而言，增加压力需要向流输入更大的功率，并且因此由于摩擦而导致更大的损耗。因此，由VAD或MCS赋予的血液创伤随着压力上升而增加。因此，在将MCS 100设计成提供40mmHg至80mmHg时，与在高得多的压力上升(例如，120mmHg至140mmHg)下以5L/min输送的另一MCS或VAD相比，MCS 100将导致更低的溶血。图16F描绘了与MCS 100(被描绘为TURBOCARDIAV5)以及具有包括较大的上部部分214和下部部分216及其他设计差异的叶轮的现有技术版本(被描绘为TURBOCARDIA V4)和本领域中已知的其他VAD(HVAD和Heartmate II)有关的计算模拟的标准化溶血指数(NIH，g/100L)。在一些实施方式中，如图16F中显示的，MCS 100的计算的溶血可以为约0.6g/100L。在其他实施方式中，计算的溶血可以小于0.6g/100L。

MCS 100可以构造成用于安装在降主动脉的一部分内。MCS 100可以构造成以约5L/min的连续流动速率提供大约40mmHg至80mmHg(例如，约70mmHg)的压力上升。MCS 100可以构造成以大约2600rpm操作转子240。在一些实施方式中，设备可以重约150g。置换容积可以为约70cm

MCS 100可以以各种构型安装在脉管系统2内。在各种实施方式中，MCS 100包括入口102和出口104，入口102和出口104可以如本文中其他地方所描述的那样大致垂直于彼此布置。出口104可以定位在用于改变和/或重新定向流体流出的扩散器的端部处。可以使用包括标准生物相容性移植物材料(例如，聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯等)的血管移植物将MCS 100安装到脉管系统中。在一些实现方式中，可以使用患者同种异体移植物。移植物可以以产生不透流体的密封的任何合适的方式连接至MCS 100的入口102和出口104。移植物可以缝合到自体脉管系统中。

在一些实施方式中，MCS 100相对于主动脉的轴线成一定角度安装。例如，图17示意性地描绘了与降主动脉串联安装的MCS 100的示例，其中，MCS 100的入口102和出口104通过入口移植物106和出口移植物108吻合至主动脉。移植物106、108可以以从大致在0度与90度之间的宽角度阵列中选择的角度从主动脉的轴线延伸。对于入口102大致垂直于出口104(即90度)的MCS 100的实施方式而言，当MCS 100安装在主动脉的大致笔直部分内时，入口102相对于主动脉的角度和出口104相对于主动脉的角度之和为大约90度。例如，如图17中示出的，MCS 100的入口102和出口104各自布置成相对于降主动脉呈大约45度。MCS 100在主动脉内的安装、特别是在主动脉内成一定角度的安装可能会使与MCS 100吻合的主动脉的上游部分和/或下游部分的取向稍微移位或改变。

在MCS 100的入口102和出口104都不构造成与主动脉共线(MCS 100从主动脉侧向移位)的一些实施方式中，MCS 100可以与主动脉并联连接。在MCS 100并联连接的实施方式中，入口移植物106和出口移植物108可以与自体脉管系统以分支方式吻合。在一些并联的实施方式中，自体主动脉可以在入口移植物106与出口移植物108之间被阻塞，从而有效地使MCS 100与主动脉串联。在一些并联的实施方式中，可以在自体主动脉中、在入口移植物106与出口移植物108之间安装单向瓣膜(例如，单向人造心脏瓣膜)，从而仅允许血液沿下游方向流动。在并联安装时，以机械方式阻止自体主动脉内的上游血流可以有利地防止血液沿着最小阻力的路径向上再循环到自体主动脉并且通过MCS 100回流，这可能会过度损害血液和/或干扰下游血流。

图18A和图18B示意性地描绘了与降主动脉并联安装的MCS 100的示例。图18A示出了在入口102与主动脉之间以大约60度角并且在出口104与主动脉之间以大约30度角安装的MCS 100。图18B示出了在入口102与主动脉之间以大约90度角安装的MCS 100。出口104平行于主动脉的底部部分(即0度)并且经由弯曲的出口移植物108连接。在图18B中图示的示例中，入口移植物106和出口移植物108是大致弯曲的。使用弯曲的移植物可以允许将MCS100以较尖锐的角度安装在脉管系统中并且/或者可以使移植物106、108和MCS 100所占据的空间量最小化。移植物的曲率还可以如本文中其他地方描述的那样影响涡旋形成。移植物106、108可以是大致刚性的，以将MCS 100支承在脉管系统内。根据期望的曲率的量，可以采用各种形状或柔性的移植物。使用更适中的角度(例如45度)的实施方式可能是有利的，因为MCS 100的安装可以使用相对较短和/或相对笔直的移植物106、108来完成，这可以使MCS 100的总安装空间最小化。与使用更弯曲的移植物106、108相比，使用直的移植物106、108可以对血流施加较少的湍流。

在一些实施方式中，MCS 100的出口104连接至大致弯曲的移植物108，以使血液返回至主动脉的下游部分。弯曲的出口移植物108可以从MCS 100的出口104沿大致垂直于入口102的方向延伸，并且朝向主动脉的下游部分弯曲，直至移植物108与主动脉在移植物和下游部分可以吻合的点处大致共线为止。图19示意性地描绘了与降主动脉串联安装的MCS100的示例，其中，入口102以共线方式或以相对较小的角度(例如0度至10度)吻合至降主动脉的上部部分，并且出口104经由大体上呈“问号”形状的出口移植物108吻合至降主动脉的下部部分。这种构型可能是有利的，因为该构型允许MCS 100在入口移植物106和出口移植物108两者均以大致共线的方式吻合至自体脉管系统的情况下的安装。MCS 100的共线安装可以使自体主动脉中的用以容置MCS 100所需的操纵量最小化。使用具有较大曲率半径的出口移植物108可以使向通过MCS 100的血流施加的湍流量最小化。

在一些实施方式中，MCS 110可以以同轴构型安装在主动脉内，其中，入口112和出口114不是垂直的而是同轴的，使得他们入口112和出口114平行于与自体主动脉的纵向轴线大致对准的共用轴线。图20示意性地描绘了安装在降主动脉内的同轴的MCS 110的示例。入口112包括90度弯折部，从而允许入口移植物106保持与降主动脉的上部部分共线。血流从90度弯折部相对于站立的患者“侧向”进入同轴的MCS 110叶轮。扩散器将血流相对于站立的患者竖向向下发送。这种构型可以使流入移植物106处的泵效率的损耗最小，因为该点处的压力相对于其他构型相对较低。MCS 110的其余特征可以与以成角度的构型安装的MCS100的特征相同。同轴构型可能会导致在MCS出口114处形成涡旋。在入口112中包括尖锐的90度弯折部的实施方式中，MCS 110可以通过相对较短的移植物106、108并且以最小的安装空间来安装。同轴的MCS 110可能特别有利于通过微创手术进行安装。在一些实施方式中，切断的主动脉的下游部分可以在安装时略微移位，比如说例如移位3cm至10cm。在其他实施方式中，出口114可以弯折成围绕MCS 110的本体部分地缠绕，使得入口114和出口116共线。

图21A至图21D示意性地描绘了通过以各种构型与主动脉串联安装的MCS设备的模拟流体流。图21A示出了以在入口102与主动脉之间以及出口104与主动脉之间具有大约45度角的成角度的构型安装的MCS 100。图21B示出了以相对于主动脉具有大约65度的入口102角度和大约25度的出口104角度的成角度的构型安装的MCS 100。图21C和图21D示出了以相对于主动脉具有大约90度的入口102角度和大约共线(0度)的出口104的成角度的构型安装的MCS 100。图21C和图21D中描绘的模拟可以用于估计通过同轴的MCS 110的流体流，该同轴的MCS 110在MCS入口112中包括90度弯折部。图21C中示出的示例在入口112处具有25mm的半径，并且图21D中示出的示例在入口112处具有15mm的半径。图21C和图21D中示出的同轴的MCS 110示出了在流出流中没有可辨别的涡旋。图21A和图21B中示出的成角度的MCS 100示出了在各自的流出流中的可辨别的涡旋形成。模拟结果表明，出口中的弯折部与入口中的弯折部相比会产生更多的流体涡旋。成角度的MCS设备100的入口102处的相对较低的压力和出口104处的相对较高的压力可以促进涡旋形成。出口处的扩散器的尺寸也可能影响涡旋形成。

在MCS 100、110的流出流中的涡旋形成可能是有益的。例如，涡旋流可以增强从主动脉分支的侧动脉的灌注和/或可以增强降主动脉中的冲洗。使用MCS重建生理学流动条件可以降低血栓形成或其他病理状况的风险。研究已经表明了在健康个体的心脏收缩流出期间通过升主动脉和主动脉弓进入降主动脉的右旋螺旋的形成。参见Markl，M.等人在(2004年7月)Journal of Computer Assisted Tomography(计算机辅助断层成像杂志)第28卷(第4期)，第459页至第468页的(通过参引并入本文的)Time-Resolved 3-DimensionalVelocity Mapping in the Thoracic Aorta:Visualization of 3-Directional BloodFlow Patterns in Healthy Volunteers and Patients(胸主动脉中的时间分辨3维速度映射：健康志愿者和患者的3向血流模式的可视化)。在一些实施方式中，MCS和/或设备的安装可以构造成优化设备的流出流中的涡旋形成(例如，形成右旋螺旋)。例如，可以选择叶轮旋转的方向、扩散器的取向、流入角、流出角、入口直径和/或出口直径，以仿效包括弱涡旋在内的最佳生理条件。根据MCS的几何形状，这些参数可以用于增加或减少涡旋形成的量，以模仿自体主动脉的涡旋形成的量。现有的MCS设备旨在完全消除任何涡旋形成。

在一些实施方式中，MCS与主动脉的上部部分和下部部分共线，使得在流入流或流出流中没有轴向位移或角度位移。图22A至图22C图示了共线的MCS 120的示例。图22A示意性地图示了包括叶轮126和扩散器128的共线的MCS 120的示例的横截面。图22B和图22C图示了共线的MCS 120的示例的立体图。MCS 120的入口122可以直接与降主动脉的上部部分成直线移植。在一些变型中，入口122可以包括位于叶轮126上方的预旋固定机叶(未示出)，如本文中其他地方描述的。血液可以被叶轮126沿径向向外的方向推动到扩散器128中。扩散器128可以将流出流从对准成相对于流入流成90度的径向方向重新定向至对准成与流入流和降主动脉的下部部分共线的轴向方向。扩散器涡形件129可以围绕MCS120的壳体缠绕。一旦扩散器涡形件129在MCS 120壳体的底部下方延伸，扩散器涡形件129就可以朝向MCS120的纵向轴线向内延伸。扩散器涡形件129可以以螺旋/盘旋的方式延伸。在一些实现方式中，扩散器涡形件129可以在其围绕壳体缠绕时朝向轴向方向逐渐转动。扩散器涡形件129可以使流从周向方向逐渐转变至轴向方向，或者扩散器涡形件129可以主要在出口124附近变成轴向方向。缠绕式扩散器128将流竖向向下发送，并且缠绕式扩散器128可以在出口124处以扩大的直径终止于漏斗状形状。扩散器涡形件129的直径可以随着扩散器涡形件129从叶轮126朝向出口124延伸而增加。如图22A的横截面中观察到的，扩散器涡形件129的在MCS120的一侧(例如，图的右侧)的横截面可以小于另一侧(例如，图的左侧)的横截面。血液可以沿着扩散器的尺寸增加的方向行进通过扩散器涡形件129。通过扩散器128的血流的盘旋方向由图22A中的连续箭头示意性地图示。扩散器128的增加的直径可以促进流出流中的涡旋形成。

扩散器128可以仅执行围绕MCS 120的轴线的部分回转、单次回转、多次回转或其间的任何程度的回转。例如，扩散器128在终止于出口124之前可以转半圈、四分之三圈、整圈、一圈半、两圈、两圈半、三圈等。涡形件129中的从扩散器320的点321至涡形件129中的转动结束的方位角转动可以是任何角度或可以是变化的角度。扩散器128可以在恰好到达出口124之前形成沿轴向方向的尖锐的弯折部。缠绕式设计可能对于在MCS 120的流出流中诱导涡旋形成是有用的。扩散器128的设计参数可以被改变以优化盘旋线形成。这些设计参数可以包括扩散器128的直径、扩散器128的直径的变化、扩散器128进行的回转数、圈的节距以及朝向轴向方向、特别是朝向出口的弯折部的锐度。共线的MCS 120的构型可以相对紧凑。缠绕式扩散器128可以使MCS 120的整体直径最小化。共线构型可以减小入口移植物106和/或出口移植物108的长度，从而减小MCS 120的整体轴向长度。共线的MCS 120的通常较小的尺寸可以使其特别有利于通过微创手术进行安装。

MCS 100(以及本文中公开的其他MCS)可以采用固定机叶，以进一步改变通过该设备的血液的流入和/或流出。在一些实施方式中，MCS 100可以包括固定的预旋机叶323(也称为入口导引机叶)。图23A示意性地描绘了包括固定的预旋机叶323的入口102的侧视图。图23B示意性地描绘了包括固定的预旋机叶323的入口102的打开/展平的周向部分。这些机叶323中的一个或更多个机叶可以从入口102的内部圆周延伸到所引入的血液的轴向流动路径中。机叶323可以是大致平坦的。在其他实施方式中，机叶323可以具有弯曲的表面。机叶323可以使血流沿叶轮旋转的方向弯曲。在一些实施方式中，弯曲部可以使流沿自体主动脉通道涡旋的方向弯曲。如图23A中示出的，机叶323的宽度可以随着机叶323从入口102的内径朝向入口102的纵向轴线延伸而减小。在一些实施方式中，机叶可以延伸至纵向轴线。减小的宽度可以允许相邻的机叶323围绕入口102的圆周部容置。如图23B中示出的，机叶323可以相对于入口的圆周部成角度，使得机叶323部分地沿周向方向并且部分地沿轴向方向延伸。机叶323的形状可以全部相同，或者机叶323的形状可以变化。机叶323可以全部相对于圆周部和纵向轴线以相同的角度延伸，或者机叶323可以以不同的角度延伸。在一些实现方式中，如图23A中示出的，机叶323可以被构造成使得机叶323累积地占据入口102的整个横截面，但是因为机叶323成角度，所以血液可以在机叶323之间流动。在一些实施方式中，机叶323可以在轴向方向上彼此部分重叠。在一些实施方式中，机叶323不占据入口102的整个横截面，使得血液可能潜在地在机叶323之间沿纯轴向方向流动。机叶323可以使进入MCS 100的血液在到达叶轮200之前预旋。机叶323可以以增加与血液的摩擦为代价来改善通过MCS 100的血流的流体动力学特性(增加血流的旋转速度)。改善的流体动力学特性可以用于调节流动速率和/或改善涡轮机的效率。例如，机叶323可以允许在降低马达功率的情况下增加旋转速度。在一些实施方式中，可以沿着轴向方向设置有多排预旋机叶323。在一些实施方式中，机叶323可以不全部定位在相同的轴向位置处，而是可以(例如，以盘旋形式)彼此轴向间隔开。在包括预旋机叶323的一些实施方式中，除了入口102之外或替代入口102，预旋机叶323可以直接结合到叶轮的上部通道203中。在一些实施方式中，除了入口102之外或替代入口102，机叶323可以结合到出口104中。

在一些实施方式中，MCS 100可以包括机叶式扩散器320(和/或在扩散器320的末端端部处延伸的机叶式蜗壳)。机叶式扩散器320可以用于优化设备的流出流中的流体动力学特性、比如涡旋形成。图23C示意性地图示了壳体300的顶部横截面的示例，壳体300包括具有单个分离器机叶324的扩散器320，分离器机叶324在出口104处产生分离的双蜗壳，双蜗壳包括两个平行的流体通道。一个或更多个分离器机叶324可以用于使流分布均匀，特别是用于使流在蜗壳的内侧(图23C的左侧)与蜗壳的外侧(图23C的右侧)之间分布均匀。图23D示意性地图示了图23C中示出的分离式扩散器的变型，其中，扩散器机叶324仅部分地或完全不延伸到周向扩散器320通道(通道的在直的蜗壳通道之前的部分)中。在一些实施方式中，一个或多个分离器机叶324不是完全与设备的轴向方向对准的壁。一个或多个分离器机叶324可以随着其沿着扩散器和/或蜗壳延伸而相对于通道的横截面圆周旋转。使用一个或多个旋转的分离器机叶324可以增加血液流出流的旋转速度，并且可以用于帮助仿效健康主动脉中的自体性发生的涡旋形成。图23E示意性地图示了具有机叶式扩散器的壳体300的示例，该机叶式扩散器包括围绕扩散器320的内部圆周的多个扩散器机叶325。扩散器机叶325可以在构造成使血液朝向出口104定向的方向上略微弯曲。扩散器机叶可以围绕扩散器320的圆周均匀地间隔开。在一些实施方式中，并非扩散器320的圆周的所有部分均会包括扩散器机叶。扩散器机叶325可以用于改善扩散器320内的流体流的分布。类似于固定的预旋机叶323，扩散器和/或蜗壳内的机叶可以向血液施加额外的摩擦。

本文中公开的实施方式可以在考虑到以下参考文献的情况下进行设计，所述参考文献中的每个参考文献的全部内容通过参引并入本文。针对与压力上升、流动速率、直径和旋转速度的MCSD规范有关的离心叶轮的几何优化的考虑通过Korakianitis，T.，Rezaienia，M.A.，Paul，G.M.，Rahideh，A.，Rothman，M.T.，Mozafari，S.在(2016年)ASAIOJournal(ASAIO杂志)，第62卷(第5期)，第545页至第551页的“Optimization ofCentrifugal Pump Characteristic Dimensions for Mechanical Circulatory SupportDevices(用于机械循环支持设备的离心泵特征尺寸的优化)”以及Mozafari，S.，Rezaienia，M.A.，Paul，G.M.，Rothman，M.T.，Wen，P.，Korakianitis，T.在(2017年)ASAIOJournal(ASAIO杂志)，第63卷(第1期)，第53页至第59页的“The Effect of Geometry onthe Efficiency and Hemolysis of Centrifugal Implantable Blood Pumps(几何形状对离心可植入式血泵的效率和溶血的影响)”来描述。

离心叶轮的机械加工性通过Paul，G.，Rezaienia，A.，Avital，E.，Korakianitis，T.在(2017年)Journal of Medical Devices,Transactions of the ASME(医疗设备杂志，ASME会报)，第11卷(第2期)，art.no.021005的“Machinability and optimization ofshrouded centrifugal impellers for implantable blood pumps(用于可植入式血泵的带罩离心叶轮的机械加工性和优化)”来描述。患者运动对设备操作的影响通过以下各者来描述：Paul G.，Rezaienia，A.，Shen，X.，Avital，E.，Korakianitis，T在(2016年)TribologyInternational(国际摩擦学)第104卷，第157页至第165页的“Slip and turbulencephenomena in journal bearings with application to implantable rotary bloodpumps(应用于可植入式旋转血泵的轴颈轴承中的滑动和湍流现象)”；以及Paul G.，Rezaienia，M.A.，Rahideh，A.，Munjiza，A.，Korakianitis，T.在(2016年)ArtificialOrgans(人工器官)，第40卷(第9期)，第867页至第876页的“The Effects of AmbulatoryAccelerations on the Stability of a Magnetically Suspended Impeller for anImplantable Blood Pump(动态加速度对用于可植入式血泵的磁悬置叶轮的稳定性的影响)”。

降主动脉中的设备植入的效果由以下各者进行了描述：Rezaienia，M.A.，Paul，G.，Avital，E.J.，Mozafari，S.，Rothman，M.，Korakianitis，T.在(2017年)MedicalEngineering and Physics(医学工程与物理)，第40卷，第2页至第10页的“In-vitroinvestigation of the hemodynamic responses of the cerebral,coronary and renalcirculations with a rotary blood pump installed in the descending aorta(利用安装在降主动脉中的旋转式血泵的脑循环、冠状动脉循环和肾脏循环的血流动力学反应的体外研究)”；Rezaienia，M.A.，Paul，G.，Avital，E.，Rahideh，A.，Rothman，M.T.，Korakianitis，T.在(2016年)Journal of Biomechanics(生物力学杂志)，第49卷(第9期)，第1865页至第1872页的“In-vitro investigation of cerebral-perfusion effects ofa rotary blood pump installed in the descending aorta(安装在降主动脉中的旋转式血泵的脑灌注效应的体外研究)”；Rezaienia，M.A.，Rahideh，A.，Alhosseini Hamedani，B.，Bosak，D.E.M.，Zustiak，S.，Korakianitis，T.在(2015年)Artificial Organs(人工器官)，第39卷(第6期)，第502页至第513页的“Numerical and In Vitro Investigation ofa Novel Mechanical Circulatory Support Device Installed in the DescendingAorta(安装在降主动脉中的新型机械循环支持设备的数值和体外研究)”；以及Rezaienia,M.A.，Rahideh,A.，Rothman，M.T.，Sell，S.A.，Mitchell，K.，Korakianitis，T在(2014年)Artificial Organs(人工器官)，第38卷(第9期)，第800页至第809页的“In vitrocomparison of two different mechanical circulatory support devices installedin series and in parallel(串联和并联安装的两种不同的机械循环支持设备的体外比较)”。

针对MCSD电动马达设计的考虑因素由以下各者进行了描述：Rahideh，A.，Mardaneh，M.，Korakianitis，T.在(2013年)IEEE Transactions on Magnetics(IEEE磁学会报)，第49卷(第8期)，art.no.6418033，第4873页至第4884页的“Analytical 2-Dcalculations of torque,inductance,and back-EMF for brushless slotlessmachines with surface inset magnets(用于具有表面插入磁体的无刷无槽机器的扭矩、电感和反电动势的2D分析计算)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2013年)International Journal of Electrical Power and Energy Systems(国际电力和能源系统杂志)，第44卷(第1期)，第99页至第114页的“Analytical calculation of open-circuit magnetic field distribution of slotless brushless PM machines(无槽无刷PM机器的开路磁场分布的分析计算)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2012年)IETElectric Power Applications(IET电力应用)，第6卷(第9期)，第639页至第651页的“Analytical magnetic field distribution of slotless brushless PM motors.Part2:Open-circuit field and torque calculations(无槽无刷PM马达的分析磁场分布-第2部分：开路场和扭矩计算)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2012年)IET ElectricPower Applications(IET电力应用)，第6卷(第9期)，第628页至第638页的“Analyticalmagnetic field distribution of slotless brushless permanent magnet motors-Part I.Armature reaction field,inductance and rotor eddy current losscalculations(无槽无刷永磁马达的分析磁场分布-第I部分：电枢反应场、电感和转子涡流损耗计算)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2012年)IEEE Transactions on Magnetics(IEEE磁学会报)，第48卷(第10期)，art.no.6203591，第2633页至第2649页的“Analyticalmagnetic field calculation of slotted brushless permanent-magnet machineswith surface inset magnets(具有表面插入磁体的有槽无刷永磁机器的分析磁场计算)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2012年)International Review of ElectricalEngineering(国际电气工程评论)，第7卷(第2期)，第3891页至第3909页的“SubdomainAnalytical Magnetic Field Prediction of Slotted Brushless Machines withSurface Mounted Magnets(具有表面安装磁体的有槽无刷机器的子域分析磁场预测)”；Rahideh,A.，Korakianitis，T.在(2012年)IEEE Transactions on Magnetics(IEEE磁学会报)，第48卷(第7期)，art.no.6126045，第2178页至第2191页的“Analytical armaturereaction field distribution of slotless brushless machines with insetpermanent magnets(具有插入式永磁体的无槽无刷机器的分析性电枢反应场分布)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2012年)Proceedings-2011 2nd InternationalConference on Control，Instrumentation and Automation，ICCIA2011(会议录-2011年第二届关于控制、仪器和自动化的国际会议，ICCIA2011年)，art.no.6356628，第44页至第50页的“Brushless DC motor design using harmonysearch optimization”(“使用和声搜索优化的无刷DC马达设计”)；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2011年)IEEETransactions on Magnetics(IEEE磁学会报)，第47卷(第12期)，art.no.5893946，第4791页至第4808页的“Analytical open-circuit magnetic field distribution ofslotless brushless permanent-magnet machines with rotor eccentricity(具有转子偏心率的无槽无刷永磁机器的分析性开路磁场分布)”；Rahideh，A.，Korakianitis，T.在(2011年)IEEE Transactions on Magnetics(IEEE磁学会报)，第47卷(第6期第2部分)，art.no.5706366，第1763页至第1774页的“Analytical magnetic field distribution ofslotless brushless machines with inset permanent magnets(具有插入式永磁体的无槽无刷机器的分析性磁场分布)”；以及Rahideh，A.，Korakianitis，T.，Ruiz，P.，Keeble，T.，Rothman，M.T.在(2010年)Journal of Magnetism and Magnetic Materials(磁学和磁性材料杂志)，第322卷(第22期)，第3680页至第3687页的“Optimal brushless DC motordesign using genetic algorithms(使用遗传算法的最佳无刷DC马达设计)”。

具有植入式MCSD的心血管系统的数值模拟由以下各者进行了描述：Shi，Y.，Korakianitis，T.，Bowles，C.在(2007年)Journal of Biomechanics(生物力学杂志)，第40卷(第13期)，第2919页至第2933页的“Numerical simulation of cardiovasculardynamics with different types of VAD assistance(利用不同类型的VAD辅助进行的心血管动力学数值模拟)”；Korakianitis，T.，Shi，Y.在(2007年)ASAIO Journal(ASAIO杂志)，第53卷(第5期)，第537页至第548页的“Numerical comparison of hemodynamicswith atrium to aorta and ventricular apex to aorta VAD support(心房至主动脉的血流动力学和心室顶点至主动脉VAD支持装置的血流动力学的数值比较)”；Shi，Y.，Korakianitis，T.在(2006年)Artificial Organs(人工器官)，第30卷(第12期)，第929页至第948页的“Numerical simulation of cardiovascular dynamics with left heartfailure and in-series pulsatile ventricular assist device(在左心衰竭和串联脉动心室辅助设备的情况下的心血管动力学的数值模拟)”；Korakianitis，T.，Shi，Y.在(2006年)Medical Engineering and Physics(医学工程与物理学)，第28卷(第8期)，第762页至第779页的“Effects of atrial contraction,atrioventricular interaction andheart valve dynamics on human cardiovascular system response(心房收缩、房室相互作用和心脏瓣膜动力学对人类心血管系统反应的影响)”；Korakianitis，T.，Shi，Y.在(2006年)Medical Engineering and Physics(医学工程与物理学)，第28卷(第7期)，第613页至第628页的“A concentrated parameter model for the human cardiovascularsystem including heart valve dynamics and atrioventricular interaction(用于人类心血管系统的包括心脏瓣膜动力学和房室相互作用的集中参数模型)”；以及Korakianitis，T.，Shi，Y.在(2006年)Journal of Biomechanics(生物力学杂志)，第39卷(第11期)，第1964页至第1982页的“Numerical simulation of cardiovascular dynamicswith healthy and diseased heart valves(利用健康和患病的心脏瓣膜进行心血管动力学的数值模拟)”。

用于仿效用于VAD和MCSD的体外测试的人类心血管系统的设备通过Ruiz，P.，Rezaienia，M.A.，Rahideh，A.，Keeble，T.R.，Rothman，M.T.，Korakianitis，T.在(2013年)Artificial Organs(人工器官)，第37卷(第6期)，第549页至第560页的“In vitrocardiovascular system emulator(Bioreactor)for the simulation of normal anddiseased conditions with and without mechanical circulatory support(用于在具有和不具有机械循环支持装置的情况下模拟正常状况和患病状况的体外心血管系统仿真器(生物反应器))”来描述。

在一些实施方式中，与脉管系统串联安装的MCS可以包括涡轮机械，该涡轮机械构造成安装在脉管系统内，使得脉管系统不需要如本文中其他地方描述的那样被切断。例如，MCS可以包括涡轮机械，该涡轮机械包括转子，该转子安装到主动脉的管腔中以用于辅助血液流动穿过主动脉。MCS可以如本文中其他地方描述的那样安装在降主动脉中，或者MCS可以安装在主动脉的其他部分中。MCS设备也可以安装在其他血管中。在一些实现方式中，MCS可以通过导管比如通过股动脉或经由任何其他合适的部位经皮安装。MCS设备可以包括构造成用于血管内输送的折叠构型和构造成用于在血管内操作的展开或扩张构型，如本文中其他地方描述的。在一些实现方式中，MCS设备可以通过血管中的切口以手术的方式插入到血管中。该设备可以通过胸腔中的切口比如通过胸廓切开术而以手术的方式植入。降主动脉可能由于其位置而特别有益于经由微创手术进行安装，尤其是与升主动脉相比更是如此。包括血管内转子的设备可能特别适合于II期晚期或III期早期CHF的治疗。设备可以构造成提供约20mm Hg至约50mm Hg的范围内的压力上升。在一些实施方式中，设备可以构造成维持约5L/min的血液流动速率。在一些实施方式中，设备可以构造成维持约8L/min的血液流动速率。在一些实施方式中，该设备可以构造成将血液流动速率维持在约5L/min与约8L/min之间。在一些实施方式中，设备可以构造成以约12,000rpm操作。如本文中其他地方描述的，涡轮机针对相对于流体流的特定迎角而构造，并且涡轮机必须基本上靠近其比如与压力上升、流动速率、rpm等有关的设计点来操作，或者效率损耗、剪切应力、和/或湍流可能是由于流体流与叶片之间的随后的分离而导致的。在涡轮机的设计的操作参数之外操作涡轮机最终可能导致设备停转。构造成产生比大约120mmHg的全部生理压力小的压力上升的MCS设备可以更小，需要的功率更少，并且更容易以手术的方式植入。因此，这样的设备也更适合于经由TET的经皮能量传输。

图24A和图24B示意性地图示了构造成用于安装在血管的管腔中的MCS设备500的示例。在一些实施方式中，MCS 500可以包括一个或更多个转子510。转子510可以包括螺旋桨511。螺旋桨511可以包括一个或更多个径向延伸的叶片520，所述一个或更多个径向延伸的叶片520构造成将力传递至流动穿过脉管系统的血液。图24C图示了具有两个在直径上相对的叶片520的螺旋桨511的示例。MCS设备500可以包括用于将涡轮机械锚固在血管内的锚固机构600。锚固机构600可以是构造成包围涡轮机械并且允许血流穿过的笼状件或其他支承结构。在一些实施方式中，锚固机构600可以具有如图24A中示出的桶形构型。在一些实施方式中，锚固机构可以具有如图24B中示出的橄榄球形构型，其中，笼状结构可以包括与一个或更多个转子510的旋转轴线大致对准的上游点和下游点。锚固机构600可以构造成通过在锚固机构600接触血管的点处施加在血管壁上的压力将MCS设备500在血管内保持就位。锚固机构600可以是可扩张的，如本文中其他地方描述的。

在一些实现方式中，MCS设备500可以以手术的方式安装在血管150中。图24D至图24F示意性地图示了MCS设备500的手术安装。可以在血管中形成切口152，如图24D中示出的。在一些实施方式中，在将MCS设备500安装在血管150中之后，可以围绕血管150的外部定位有一个或更多个定子710，如本文中其他地方描述的。可以在缝合切口152之后对定子710进行定位。图24E示意性地图示了安装在血管150中的MCS设备500的横截面。图24F示意性地图示了安装在血管150中的MCS设备500的侧视图，其中，切口150被缝合并且定子710(包括电磁线圈)围绕血管150封围。在一些实现方式中，MCS设备500或至少转子510和锚固机构600可以如本文中其他地方描述的那样经皮安装。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括多于一个转子510。每个转子510可以包括构造成独立于其他转子的螺旋桨旋转的螺旋桨511。螺旋桨511可以被视为在MCS设备500的给定的轴向位置处对准的一个或更多个径向延伸的叶片520。在一些实施方式中，一个或更多个转子500可以包括多于一个螺旋桨511或成排的叶片520。同一转子510的螺旋桨511可以构造成一起旋转。图25A至图25C示意性地图示了分别包括一个螺旋桨、两个螺旋桨和四个螺旋桨的实施方式。每个螺旋桨511可以是其自己的转子510并且构造成独立于其他转子510/螺旋桨511以角速度w旋转。螺旋桨511可以对流动穿过安装有MCS设备500的脉管系统的血液施加速度。所述一个或更多个螺旋桨511可以沿着血管的轴向尺寸对准。轴向尺寸可以平行于血流在血管内的整体方向(上游至下游)延伸，并且限定MCS设备500的中心轴线。所述一个或更多个螺旋桨511的旋转轴线可以沿着MCS设备500的中心轴线大致对准。螺旋桨511中的每个螺旋桨的旋转轴线可以被对准成使得所述旋转轴线是共线的。在一些实施方式中，螺旋桨511中的每个螺旋桨的旋转轴线可以是平行的但不是共线的。

螺旋桨511的叶片520可以对血液施加具有轴向分量和切向分量的速度，切向分量正交于轴向分量。通过自体脉管系统、比如降主动脉的血流可以包括轴向分量和切向分量，使得在健康的血管中形成盘旋状的血流模式，比如本文中其他地方描述的右旋盘旋。在健康的血流中，轴向分量可以大致大于切向分量。包括流可视化实验和数学建模在内的效率测试表明，仅具有单个螺旋桨的MCS设备会对通过MCS的血流施加大的切向速度。所施加的切向速度分量比本文中其他地方描述的健康的盘旋流的切向分量大得多，因此将大量的外围动能输入到血液中。通过将螺旋桨与反向旋转的螺旋桨进行配对，可以减少或消除由单个螺旋桨施加的大的切向速度分量。反向旋转的螺旋桨可以轴向定位成邻近第一螺旋桨(例如，定位在下游)，并且反向旋转的螺旋桨可以构造成沿与第一螺旋桨相反的方向旋转(例如，顺时针vs.逆时针或者逆时针vs.顺时针)。反向旋转的螺旋桨可以用于调制成对的第二螺旋桨的输出处的切向速度分量，使得切向速度分量在0与成对的第一螺旋桨的切向速度分量之间。反向旋转的螺旋桨可以改变切向速度分量的方向，但是切向速度分量的大小可以小于由第一螺旋桨产生的切向速度分量的大小。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括一对或更多对反向旋转的螺旋桨512、514，使得MCS设备500包括偶数个螺旋桨(例如2个、4个、6个、8个、10个等)。在一些实施方式中，最终的(最下游的)螺旋桨511可以构造成使得MCS设备的出口处的血流具有小的切向速度分量。例如，出口处的血流可以包括与健康的个体中的自体盘旋血流的速度分量一样的轴向速度分量和切向速度分量，如本文中其他地方描述的。

图26示意性地图示了通过一对反向旋转的螺旋桨512、514的血流的速度矢量。螺旋桨叶片520的切向速度在每个点处由v＝wr限定，其中，v是切向速度，w是角速度，并且r是叶片520在该点处相对于旋转轴线的半径。血流的绝对速度(例如，平均速度)由矢量c

MCS设备500的输出处的最终速度矢量可以由叶片几何形状(例如，叶片的尺寸、叶片的倾斜、叶片的数目)、各个螺旋桨511之间的距离以及螺旋桨511的角速度来调制。在一些实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514内的两个螺旋桨511的角速度的大小可以相等。具有相等角速度大小的反向旋转的螺旋桨512、514可以产生包括小的切向速度分量、比如复制主动脉中的自体盘旋血流所必需的切向速度分量的输出速度矢量。在一些实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514内的两个螺旋桨511的角速度大小可以近似相等(例如，可变性小于0.1％、0.5％、1％、2％、3％、4％、5％、10％等)。具有近似相等的角速度大小的反向旋转的螺旋桨512、514可以产生包括小的切向速度分量、比如复制主动脉中的自体盘旋血流所必需的切向速度分量的输出速度矢量。在包括多对反向旋转的螺旋桨512、514的一些实施方式中，每对反向旋转的螺旋桨512、514内的螺旋桨511的角速度大小可以近似相等，但是在不同对的反向旋转的螺旋桨512、514之间的角速度大小可以不同。在包括多对反向旋转的螺旋桨512、514的一些实施方式中，每对反向旋转的螺旋桨512、514内的螺旋桨511的角速度大小可以近似相等，并且在两对或更多对反向旋转的螺旋桨512、514之间的角速度大小可以近似相等。例如，在一些实施方式中，所有螺旋桨511(例如4个螺旋桨、6个螺旋桨、8个螺旋桨)可以具有近似相等的角速度。在一些实现方式中，包括多对反向旋转的螺旋桨512、514的实施方式——在所述实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514中的每个螺旋桨511具有相等或近似相等的角速度大小——可以在螺旋桨511或设备的下游端部处产生最终输出血流，该最终输出血流具有复制血流中的自体盘旋形成(例如，降主动脉中的右旋盘旋)的小的切向速度分量。所述各对反向旋转的螺旋桨512、514内的螺旋桨511的旋转方向和顺序可以用于控制输出血流中的最终切向速度分量的方向。例如，输出血流中的切向速度分量可以在与最终螺旋桨511相同的方向上(例如，右旋或左旋)。在一些实施方式中，螺旋桨511中的所有螺旋桨可以彼此轴向间隔均匀的距离。在一些实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514内的螺旋桨511可以彼此间隔第一距离，并且所述各对反向旋转的螺旋桨512、514可以彼此间隔第二距离。第一距离可以小于、等于或大于第二距离。在一些实施方式中，螺旋桨511中的所有螺旋桨可以彼此间隔可变的距离，或者该间隔可以包括本文中公开的各种模式的构型。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括定子元件，定子元件可以用于调制比如在设备的入口或出口处的血流的速度矢量(例如，切向速度分量)。例如，MCS设备500可以包括位于第一(最上游)螺旋桨511之前比如在设备的入口处的预旋流器机叶590(入口导引机叶或叶片)和/或位于最后(最下游)的螺旋桨511之后比如在设备的出口处的去旋流器机叶592(整流器机叶或叶片)。预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以与本文中其他地方描述的机叶相同或完全相同。在一些实施方式中，预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以是锚固机构600的一部分。在一些实施方式中，预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以以使得机叶不与转子510一起旋转的方式联接至一个或更多个转子510。机叶能够如本文中其他地方描述的那样抵靠转子折叠，这对于MCS的输送而言可能是有利的。在一些实施方式中，MCS设备可以包括单个螺旋桨511，并且MCS设备可以使用去旋流器机叶592来抑制单个螺旋桨511的大的切向速度分量。使用预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以提高MCS设备500的效率。图27图示了具有单个螺旋桨511的MCS设备500的速度轮廓，其中，涡度大小由以s

图28A示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括结合到锚固机构600中的预旋流器机叶590和去旋流器机叶592。锚固机构600可以是包括自扩张的上部支承件601a和/或自扩张的下部支承件601的自扩张的笼结构。锚固机构可以包括轴610，一个或更多个螺旋桨511可以安装在轴610上。轴610可以是管并且可以构造成用于在MCS设备500的经皮插入期间接纳导丝。MCS设备500可以包括呈血管外的定子710的形式的电联接驱动带，如本文中其他地方所描述。定子710可以经由线路或线缆联接至接口盒705或其他连接件。电力可以通过皮肤或经由皮肤而被提供，如本文中其他地方所描述。图28B示意性地图示了包括橄榄球形状的锚固机构600和三个螺旋桨511的MCS设备。图28C示意性地图示了MCS设备的包括螺旋桨511和插入到血管150中的锚固机构600的一部分。如示意性地描绘的，在一些实施方式中，MCS设备500可以包括用于电磁地驱动叶轮512的血管内的和/或血管外的定子710。

MCS可以包括一个或更多个马达700，所述一个或更多个马达700联接至一个或更多个转子510并且构造成向所述一个或更多个转子510提供旋转力。在包括多于一个的转子510的实施方式中，转子510中的一些或所有转子可以由相同的马达700驱动，或者所有转子510可以由不同的马达分开驱动。所述一个或更多个马达700可以由电源750提供电力。电源750可以是外部电源(例如，AC插座)或内部电源(例如，可再充电电池)，如本文中其他地方所描述。在一些实施方式中，马达700可以是体外式的(位于身体的外部)。在一些实施方式中，马达可以是体内式的(位于身体的内部)。在包括体内式马达的实施方式中，所述一个或更多个马达可以定位在血管的管腔内(血管内)和/或定位成围绕血管的其中安装有转子510的外部或位于远离血管的位置。在一些实施方式中，转子510/螺旋桨511可以通过轴、传动系和/或通过其他机械方式联接至马达。在一些实施方式中，转子510/螺旋桨511可以由马达定子710直接旋转，并且转子510/螺旋桨511可以被称为马达700的一部分。例如，由马达的电磁定子710驱动的磁体可以联接至转子或多个转子510或安装在转子或多个转子510内、比如安装在一个或更多个螺旋桨511的叶片720内。在包括体内式马达的实施方式中，马达700可以经由皮肤或通过皮肤(经由TET或PET)而被提供电力，如本文中其他地方所描述。控制器760可以构造成控制所提供的电力和转子510并且控制转子510的操作、包括操作速度。在包括体内式马达的实施方式中，控制器760可以是体外式的或体内式的，如本文中其他地方所描述。

在一些实施方式中，MCS设备500可以是线路连接的。机械的和/或电功率的和/或控制系统的信号可以经由经皮线路、比如通过经皮能量传递(PET)而从身体外部传递至涡轮机械，如本文中其他地方所描述。该线路可以延伸穿过导管。在一些实施方式中，该线路可以是导管。导管可以延伸到其中安装有MSC设备500的脉管系统中。在一些实现方式中，MCS设备500可以使用由线路延伸所穿过的相同导管来输送。在包括体外式马达的实施方式中，马达700可以通过传动系联接至转子510，该传动系将来自马达700的旋转运动传递至转子510。传动系可以延伸穿过导管而进入脉管系统。使用体外式马达的优点在于，马达700在尺寸方面不受身体内的物理约束的限制。构造成向转子510提供更多电力的更大和/或更重的马达可以更容易地用于包括体外式马达的MCS设备500。体外式马达可以更容易地被润滑，并且从马达700耗散热不是问题。在一些实施方式中，润滑流体可以通过导管提供，以润滑传动系和/或促进从设备去除碎屑。例如，润滑流体可以通过导管中的小通道被运输至转子510的近端轴承并通过包括传动系的线路返回。转子510的远端轴承可以通过血液流润滑。CardioBridge公司的Reitan Catheter Pump是具有体外式马达的经皮主动脉内设备的示例。血管内马达可能需要不那么复杂的联接机构并且不需要传动系润滑。一些血管内马达可能需要密封、马达润滑和温度控制。血管内马达可以包括清除系统(purge system)，该清除系统被设计为通过形成抵抗血液的压力屏障来防止血液进入马达隔室。CardioBridge公司的Impella

在一些实施方式中，MCS设备500可以特别地构造成用于短期使用。短期使用可以定义为少于一天、一天、两天、三天、四天、五天、六天、七天等。具有体外部件的设备会特别适合短期使用，因为患者可能因经皮线路而受限于病床。短期设备可以特别地用于使心源性休克或心肺功能衰竭后的患者或在高危经皮冠状动脉介入治疗(HR-PCI)期间的患者康复，以消除急性心肌梗塞(AMI)的风险、恢复全身血液动力学功能、以及保持末端器官灌注。在一些实施方式中，MCS设备500可以特别地构造成用于长期使用。长期使用可以定义为超过1周、2周、3周、1个月等。长期设备可以用作针对心脏移植或永久替代疗法(destinationtherapy)的过渡。LVAD比如Heartmate和LVAD可以被视为长期设备。长期设备通常包括体内式马达。对于长期设备，溶血性能(例如关于溶血、血栓形成等)和耐久性已成为越来越重要的设计考虑因素。先前，许多长期设备直接由连接至外部非固定式电源比如电池组的PET线路供电。近来，TET电力传输对于长期设备而言已变得越来越普遍。在一些实施方式中，MCS设备500可以特别地构造成用于中期用途。中期使用可以定义为短期使用与长期使用之间的使用期限。通常，中期是决定患者是否适合心脏移植或使用其他长期设备的条件的关键时期。中期设备通常包含体外电源并且可以经由PET或TET驱动。中期设备可以通过外科手术植入的方式安装或经皮地安装。中间期限设备的设计考虑因素类似于长期设备的设计考虑因素。

图29A至图29E示意性地图示了对MCS设备500可以设计成的操作构型的各种示例的概述。图29A描绘了经由传动系联接至体外式马达700、控制器760和电源750的转子510，该转子510特别适合于短期使用。图29B描绘了联接至血管内马达700的转子500，该血管内马达700经由线路联接至体外电源750和控制器760并且同样特别适合于短期使用。图29C描绘了联接至血管内马达700的转子510，该血管内马达700通过线路联接至内部TET线圈。TET线圈经由体外TET线圈接收来自体外电源和控制器的电力和/或信号，并且TET线圈可以特别适合于中期使用。图29D描绘了包括多个螺旋桨511的转子510，所述多个螺旋桨511中的每个螺旋桨由血管外定子700驱动。定子710可以通过线路连接至TET系统，如在其他地方所描述。图29E描绘了包括多个螺旋桨511的转子510，所述多个螺旋桨511中的每个螺旋桨由血管内定子700驱动。定子710可以通过线路连接至TET系统，如在其他地方所描述。图29D和图29E中所描绘的构型可以特别适合于长期使用。

图30A示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括经由传动系702联接至体外式马达700的单个转子510。马达700进一步联接至体外电源750和体外控制器760。MCS设备500还可以包括与图27或图28A中图示的那些预旋流器机叶和去旋流器机叶类似的预旋流器机叶590和去旋流器机叶592。预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以联接至转子510或锚固机构600。预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592可以是能够相对于转子510(例如，沿着转子的中心轴线)或锚固机构600折叠的，以帮助在血管内部署MCS设备500。

图30B示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括两个转子500(例如，一对反向旋转的螺旋桨512、514)和体外式马达700。一对的螺旋桨511可以通过机械的、电动的和/或流体流的机构515联接，使得两个螺旋桨511可以由单个马达驱动。螺旋桨511可以联接成使得螺旋桨511沿相反方向旋转。螺旋桨511可以构造成以相同速度或以不同速度旋转。MCS设备500可以包括或可以不包括如本文中其他地方所描述的预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592。

图30C示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括联接至血管内马达700的单个转子510。马达700可以经由电力线路或线缆704连接至体外电源750和控制器760。MCS设备500可以包括如本文中其他地方所描述的预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592。使用体内式马达700的优点在于，体内式马达700不需要马达700与转子510之间的机械传动系702或不需要对传动系702进行润滑。在一些实施方式中，血管内马达700可以具有介于约4mm与约6mm之间的直径。血管内马达可以由Maxon Motor提供。

图30D示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括联接至单个血管内马达700并构造成沿相同方向旋转的两个转子510。马达700可以轴向地定位在所述两个转子510之间。马达700可以用作主轴，所述两个转子510可以绕该主轴旋转。在一些实施方式中，中间定子509可以作为锚固机构600的一部分或作为转子510的毂的一部分部署在所述两个转子510之间，如图30D中示意性地指示。中间定子509的使用可以降低使所述两个转子510旋转所需的机械复杂性。MCS设备500可以包括如本文中其他地方所描述的预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592。使用单个马达700来驱动多个转子510的优点在于，不需要使分开的马达700的磁场彼此绝缘。单个马达700的使用可以减小MCS设备500的尺寸和重量。

图30E示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括各自联接至单独的血管内马达700的两个转子510(例如，反向旋转的螺旋桨512、514)。MCS设备500可以包括或可以不包括如本文中其他地方所描述的预旋流器机叶539和/或去旋流器机叶592。使用分开的马达700来驱动每个转子510可能是有利的，因为不需要机械传动设备(gearing)将两个转子510(例如，反向旋转的螺旋桨512、514)联接至单个马达700。这种机械传动设备的省去可以使MCS设备500更耐用和/或更有效。

图30F示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括由单个血管内马达700驱动并通过机械的、电动的和/或流体流的机构702联接的两个转子510(例如，反向旋转的螺旋桨512、514)。机械的、电动的和/或流体流的机构702可以与关于图30B所描述的该机构相同或类似。转子510可以构造成沿相同方向或沿不同方向运行。转子510可以构造成以相同的或不同的速度运行。MCS设备500可以包括或可以不包括如本文中其他地方所描述的预旋流器机叶590和/或去旋流器机叶592。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括具有同心地定位在转子510的外部的血管外定子710的体内式马达700。图31A示意性地图示了包括单个转子510和绕血管150周向定位的血管外定子710的MCS设备500的示例。定子710可以通过延伸至电源750和控制器760的线路704而被输送电力。控制器760和电源750可以如在本文中其他地方所描述的那样植入在体内，或者控制器760和电源750可以是体外的。在一些实施方式中，MCS设备500可以构造成使用植入式可再充电电池作为主要电源750和/或备用电源。电力和/或控制信号可以通过皮肤或经由皮肤而被传输跨越皮肤，如本文中其他地方所描述。转子510可以包括驱动转子510旋转的一个或更多个磁体530(永磁体)。在一些实施方式中，叶片520由磁性材料制成，使得磁性叶片是磁体530。在一些实施方式中，定子710可以在血管150的外部定位成使得定子710周向围绕血管150的外部表面。在一些实施方式中，叶片520或叶片520的一部分可以由磁性材料制成，使得叶片520形成磁体530。图31B图示了包括血管内转子510和构造成驱动转子510旋转的血管外定子710的MCS设备500的示例的立体图。定子710可以具有环状本体711。定子710可以包括绕该定子的圆周定位的一个或更多个齿712。如本文中其他地方所描述的并如本领域中众所周知的，电导体可以绕所述一个或更多个齿712的圆周缠绕以形成电磁体(电磁线圈714)。在一些实现方式中，定子710可以经由在胸部的左侧的开胸手术通过小切口而植入在体内。

包括血管外定子710和同心定位的血管内转子510的马达700的效率可以通过补偿转子510与定子710之间的间隙尺寸来提高。将定子710和转子510定位在血管壁的相反两侧上可以增加转子510与定子710之间的间隙尺寸，从而降低了经由电动势将电力从定子710传递至转子510的效率。可以单独或一起使用本文中讨论的多种手段以提高电动势跨越间隙传递的效率。

在一些实施方式中，通过增加联接至转子510的螺旋桨叶片520的数目来提高效率。使MCS设备500中的叶片520的数目增加或最大化可以使位于叶片520的径向梢部521处的磁性材料的量最大化，叶片520的径向梢部521是最靠近于周向定子710的点。可以通过增加成排的叶片520中的叶片520的数目和/或通过增加叶片520的排的数目来增加总叶片数目。沿着转子510从旋转轴线以给定的轴向长度延伸的每排叶片520可以被认为是螺旋桨511，其中，该转子510可以包括构造成一起旋转的一个或更多个螺旋桨511。例如，在一些实施方式中，转子510可以包括两个叶片、四个叶片、六个叶片、八个叶片、十个叶片等。叶片520可以分布成1排、2排、3排、4排等。在一些实施方式中，叶片520均匀地分布在叶片的各排之中。在一些实施方式中，叶片520可以非均匀地分布。在一些实施方式中，一个或更多个排/螺旋桨511的叶片520周向对准。在一些实施方式中，一个排的叶片520可以相对于另一排的叶片520周向偏移。例如，一个排的叶片520可以在另一排的叶片520之间的间隙内均匀地间隔。在一些实施方式中，各个排的叶片可以横跨转子510的圆周而相对于彼此以递增的方式间隔开，以使叶片520的周向分布最大化。

图32A至图32C示意性地图示了绕包括多排叶片520的血管内转子510周向地定位的血管外定子710的各种示例。图32A图示了与多排叶片520轴向对准的多个定子710的使用。磁体可以定位在叶片520的径向梢部521内或联接至叶片520的径向梢部521。叶片径向梢部521可以构造成与定子710自对准。在一些实施方式中，每个叶片520包括磁体530，这可以使马达700的效率最大化。在一些实施方式中，并非所有叶片520都可以包括磁体530。图32B图示了围绕多排叶片510的单个定子710的使用。定子710的轴向长度可以涵盖转子510的所有排。图32C图示了围绕多排叶片520的单个定子710的使用，其中，每排叶片520的径向梢部521中的至少一些径向梢部被连接。叶片520可以周向对准并且通过大致轴向对准的连接件532而连接。连接件532可以是磁体530。磁性连接件532的使用可以增加定子710附近的磁密度。在一些实施方式中，叶片520可以不周向对准。叶片520可以通过非线性连接件532比如螺旋形连接件而连接。螺旋形连接件532可以是磁性的。在一些实施方式中，在每个排的叶片520中，每个叶片径向梢部521可以连接至另一叶片径向梢部521。在一些实施方式中，仅一些叶片520(例如，一个叶片、两个叶片等)连接至其他排的叶片520。

在一些实施方式中，沿着叶片520的外周缘的磁密度可以经由磁性环534或小翼536来增加。图33A至图33C示意性地图示了MCS设备500的示例，该MCS设备500包括与每排叶片520中的叶片径向梢部521接合的磁性环534。磁性环534可以沿着与血管150的轴向方向或MCS设备500的中心轴线大致垂直的周向方向对准。磁性环534可以沿着位于定子710的内部的外圆周增加磁密度。图32A示意性地图示了与中心轴线相交的横截面。图32B示意性地图示了沿着中心轴线的侧视图。图32C图示了转子510的立体图。图34A至图34C示意性图示了其中叶片径向梢部521包括磁性小翼536的MCS设备500的示例。小翼536可以从叶片520的径向梢部521在右手方向上和/或左手方向上沿着周向方向延伸。小翼536可以构造为与图33A至图33C中所图示的磁性环类似的磁性环的部分截面。图34A示意性地图示了与中心轴线相交的横截面。图34B示意性地图示了沿着中心轴线截取的侧视图。图34C图示了转子510的立体图。根据本文中其他地方所描述的任何手段，磁性环534和/或小翼536可以由磁性材料制成、可以包括磁性插入件530或者可以以其他方式与磁体530联接。磁性环534和/或小翼536可以构造有沿着轴向方向的轮廓，该轮廓优化在环状部534或小翼536上的流体流动和/或防止溶血或使溶血最小化。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括在血管150的内部定位在叶片径向梢部521与定子710之间的铁质环538。铁质环538可以通过促进或增强从定子或更多个定子710至转子磁体530的电场传输来提高马达效率。图35A至图35B示意性地图示了包括铁质环538的MCS设备500的示例。图34A示意性地图示了与中心轴线相交的横截面。图34B示意性地图示了沿着中心轴线的侧视图。在一些实施方式中，铁质环538可以是MCS设备500的分立部件。在一些实施方式中，铁质环538可以与锚固机构600一体地结合或联接至锚固机构600。在一些实现方式中，铁质环538在锚固机构600安装在血管150中之后联接至锚固机构600。在一些实现方式中，铁质环538以与人造瓣膜中的外环类似的方式植入在血管150中。在一些实施方式中，铁质环538可以构造成定位在转子510与锚固机构600之间。在一些实施方式中，铁质环538可以构造成定位在锚固机构600与血管壁之间。在一些实施方式中，铁质环可以是连续的环，使得铁质环有效地呈管状并且构造成沿着转子510的长度延伸以涵盖多排叶片520。在一些实施方式中，可以结合分立的多个铁质环538。所述多个铁质环538可以在定子710与各排叶片520之间轴向对准。在一些实施方式中，铁质环或更多个铁质环538可以不形成封闭的圆周，而是可以仅沿着圆周的部分或多个部分延伸。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括具有血管内定子710的血管内马达700。因为血管壁不在转子510与定子710之间，因此，使用血管内定子710可以是有利的，这是因为血管内定子710减小了定子710与转子510之间的间隙。图36示意性地图示了包括转子510和血管内定子710的MCS设备500。定子710可以通过延伸至电源750和控制器760的线路704而被输送电力，如本文中其他地方所描述。在一些实现方式中，线路704可以经皮连接至体外电源750和/或控制器760。线路704可以延伸穿过部署有MCS设备500的相同导管。在一些实现方式中，线路704可以在体内的一内部位置处离开血管或所连接的血管。在一些实施方式中，线路如本文中其他地方所描述的那样连接至体内电源750和/或控制器760。

图37A至图37B示意性地图示了安装包括可折叠的转子510和血管内定子710的MCS设备500的方法的示例。在一些实现方式中，马达定子710可以如图37A中示意性地图示的那样经由血管中的切口安装在血管中。一旦定子710就位，可以经由导管经皮输送的转子510可以同心地定位在定子710内。在一些实施方式中，转子510可以是可折叠的(或者以其他方式是可收缩的)，如本文中其他地方所描述。在一些实现方式中，转子如图37B中所图示的那样在插入定子710内时扩张成转子的操作构型。转子510可以联接至锚固机构600，如本文中其他地方所描述。锚固机构600可以是可折叠/可收缩的。锚固机构600可以构造成将转子510锚固在定子710内和/或将转子510锚固在血管150的内径内。在一些实施方式中，定子710可以联接至锚固机构以便将定子710锚固在血管壁内。定子锚固机构可以与本文中其他地方所描述的转子锚固机构相同或类似。

在一些实现方式中，定子710可以是可折叠的，使得定子710可以与转子510类似地或者与转子510一起经皮部署。例如，定子710可以结合到可折叠的锚固机构600中。图38A至图38C示意性地图示了安装包括可折叠构型的可折叠MCS设备500的方法的示例，该可折叠MCS设备500包括转子510、定子710和锚固机构600。图38A示意性地图示了处于收缩构型的可折叠MCS设备500。螺旋桨叶片520可以如所图示的并且如本文中其他地方更详细地描述的那样沿着一个或更多个转子510的旋转轴线折叠。锚固机构600可以包括可收缩支柱602，可收缩支柱602在MCS设备500的近端毂604和远端毂606处经由挠性的或可铰接的接头连接。一个或更多个定子可以联接至锚固机构的支柱。如图38B中所示，支柱可以扩张并且叶片可以展开(unfolded)以将MCS设备500安置成操作构型。MCS设备500在处于其扩张构型时的轴向长度相对于处于其收缩构型时可以更短。图38C示意性地图示了与处于扩张构型的MCS设备500的中心轴线交叉的横截面。

在一些实现方式中，定子710和转子510各自可以在连续阶段中经皮部署。定子710可以包括折叠或收缩构型，该折叠或收缩构型允许定子710比如通过输送护套经皮部署。定子710可以在输送护套从该定子移除时自动扩张。例如，输送护套可以沿近端方向缩回和/或定子可以沿远端方向行进以迫使定子710与输送护套分离。在一些实施方式中，定子710可以包括多个周向间隔的电磁线圈714(有源磁体)。线圈可以联接至可扩张环711，从而形成该环的齿712。在一些实施方式中，为了更高效地包装定子，单个定子710的线圈714可以被分成彼此轴向重叠的两个或更多个分立(discrete)的环71la、71lb，使得每个环的线圈714相对于定子710的一个或更多个其他环的线圈周向偏移。以此方式，每个环711可以被分开包装并且连续地部署。

图39示意性地图示了部署包括分立的定子710和可折叠转子510的MCS设备500的方法，该分立的定子710包括具有定子线圈714a、714b的分立的两个可折叠环711a、711b。如所图示，将第一组定子线圈714a(位于第一组齿712a上)包装在输送护套160中，然后紧邻血管壁部署。随后，将第二组定子线圈714b(位于第二组齿712b上)包装在护套160中，然后紧邻血管壁部署，使得第二组线圈714b构造成定位在第一组线圈714a之间的周向间隙内。最后，例如通过可移除的护套160将折叠的转子510同心地定位在包括第一组线圈7l4a和第二组线圈7l4b的定子710内并且使该折叠的转子扩张。包括第一组线圈714a的第一可扩张环711a和包括第二组线圈714b的第二可扩张环711b可以构造成在部署时彼此相互作用。例如，第一组定子线圈714a和/或第二组定子线圈714b可以包括用于使定子各部件相对于彼此联接、锁定和/或对准的机构。在一些实施方式中，第一组定子线圈714a和第二组定子线圈7l4b保持未联接。在一些实施方式中，环711a、711b的沿着轴向方向的宽度可以小于线圈714a、714b。第一组定子线圈714a的环711a可以联接至第一组线圈714a的近端侧部，并且第二组定子线圈714b的环711b可以联接至第二组线圈714b的远端侧部，以允许不同的环711a、711b的线圈沿着轴向宽度重叠。在一些实施方式中，环711a、711b可以使用径向弹簧机构来使定子线圈714a、714扩张。在一些实施方式中，环711a、711b可以至少在一定程度上是挠性的和/或可以包括联结节段，以允许将环711a、711b包装在护套160中。环711a、711b可以使用本领域中已知的任何适合的手段包装到护套160中。在一些实施方式中，可以通过除环以外的结构联接每个可部署组的定子线圈714a、714b。

在一些实施方式中，马达定子710可以以在血管内的方式安装在与安装有转子510的血管150所不同的血管152中。例如，图40示意性地图示了以构造成驱动定位在主动脉中的转子510的方式将马达定子710安置在下腔静脉中的示例。定子可以安装在与安装有转子510的血管150极其邻近的血管152中。可以使用许多其他血管、包括辅助静脉和通道作为用于对构造成驱动降主动脉中的转子的定子进行安装的适合位置。定子710和/或转子510可以如本文中其他地方所描述的那样经由经皮部署或经由血管壁中的手术切口而安装。在一些实施方式中，定子710可以构造成用于驱动邻近的转子510。例如，如图40中所图示，定子710可以不包括电磁线圈714的整个圆周，而是定子710可以将线圈714仅沿着该定子710所植入的血管152的一个侧部或部分定位成使得线圈714尽可能靠近转子510。在一些实施方式中，线圈714可以沿着圆周的该部分更密集地集中。在一些实施方式中，可以使用具有绕圆周均匀分布的线圈的定子710。在一些实施方式中，可以仅激活选定的线圈714。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括转子510和定子710，转子510和定子710一体地结合为单个单元，该单个单元具有用于手术插入的与血管150串联的入口502和出口504。图41示意性地图示了以与降主动脉串联的方式手术地安装的MCS设备500的示例。该MCS设备500可以通过微创手术(例如，在胸部的左侧部进行开胸手术)来安装。MCS设备500可以包括由入口502与出口504之间的分隔壁506形成的液密通道505，以允许血液流过。转子510可以定位在通道506内。通道505的内径可以与MCS设备500所插入的血管150的直径大约相同，这可以使对血流造成的干扰最小化。定子710可以绕通道505同心地定位并且可以构造成使得定子710不与血流接触。分隔壁506可以相对较薄，以使定子710与转子叶片520的径向梢部521之间的间隙最小化。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括轴向延伸超过转子502的入口502和/或出口504，以便于将设备连接至切开的血管150。MCS设备500可以经由任何适合的方式、包括本文中其他地方所公开的用于将泵连接至切开的血管的任何方式而连接至血管150。

电动马达将电能转换为机械能。图42A描绘了电动马达的类型，其中，“DC”代表直流，“PM”代表永磁体，并且BLDC代表无刷DC。基于机电系统原理理论，如果载流导体位于磁场中，则会在导体上施加力，如图42B中所描绘。力f与电流I、磁场密度B和导体的长度l成正比，并且，根据洛伦兹定律，力可以表示为f＝Il x B，其中，x表示矢量叉积。图42B示意性地图示了对位于磁场中的载流导体的电磁力，其中，B、I和f相互垂直。

电动马达需要两组绕组才能够正常工作；一组绕组是产生磁场的所谓的磁场绕组，另一组绕组是承载电枢电流的电枢绕组。在永磁马达的情况下，一组永磁体替代磁场绕组，以产生恒定的磁通量。无刷DC马达的电枢绕组位于固定部分、即定子上，并且一组永磁体位于非固定部分、即转子上。如果导体在密度为B的磁场内以速度v移动，则将在导体中感应出电压E，电压E表示为E＝vl x B。MCS设备500可以包括无法绕线的转子。转子510可以是永磁体激励的，例如可以是由无刷DC马达(BLDC)或永磁同步马达(也称为无刷AC马达)激励的。永磁DC马达具有位于定子上的永磁体。为了控制永磁同步马达(PMSM)，需要将精确的位置或旋转速度的传感器(比如轴编码器或解析器)连接至转子轴。相比之下，BLDC马达仅需要可以在无需连接至转子轴的情况下近似地测量转子的位置的一组分立的位置传感器(比如霍尔传感器)，这会使BLDC马达特别适合于本文中所公开的MCS设备500。

永磁BLDC马达的结构可以类似于PMSM；然而，存在如图42C的表格中列出的一些差异。图42D描绘了不同类型的BLDC马达的分类。通常，根据运动，BLDC马达是旋转式或是线性式。尽管可以将旋转运动机械地转换为线性运动，但是由于效率、性能和其他限制，直接线性运动式BLDC马达有时是有利的。根据磁通路径，BLDC马达分为径向磁通式和轴向磁通式。径向磁通式或轴向磁通式BLDC马达的应用可能在很大程度上取决于物理空间的限制。图42E给出了径向磁通配置的BLDC马达与轴向磁通配置的BLDC马达之间的比较。径向BLDC马达的转子通常位于定子的内部，因而该转子称为内部转子。有时，定子位于转子的内部，因此BLDC马达称为外部转子式马达或内-外式马达(inside-out motor)。图42F比较了两种构型。BLDC马达的定子可以是有槽的也可以是无槽的，并且每种类型具有其自身的优点和缺点，如图42G中所展示。

可以根据一些标准比如可用磁体的能量乘积、成本、耐腐蚀性和温度性能来选择永磁体材料的类型。在某些情况下，所需磁体形状的复杂性可能限制选择。对于永磁体而言最常用的材料是NdFeB(钕铁硼)、SmCo(钐钴)、Alnico(铝镍钴)和铁氧体。生产技术例如烧结、注射模制、压接和铸造对磁体性能有重要影响，如图42H中所示，其中，B

马达类型的选择可能在很大程度上取决于应用和特定于应用的限制。轴向磁通式BLDC马达在本文中所公开的MCS设备500中的使用可能因物理结构而受限。外部转子径向磁通BLDC马达通常是不适用的，因为旋转部分应当被容纳在血管中，而固定部分应当被容纳在血管的外部。由于无槽BLDC马达的磁性气隙比有槽BLDC马达的磁性气隙大并且血管壁的厚度也被加到磁性气隙中，因此在与本文中所公开的MCS设备500一起使用时有槽构型的BLDC马达可以比无槽BLDC马达更高效。有槽的径向磁通内部转子BLDC马达可以特别适合于在本文中所公开的MCS设备中使用。

利用烧结制造技术的NdFeB磁体可以得到最高的能量密度，但是可能难以制造成像螺旋桨一样的复杂形状。利用压接技术的Sm2Col7磁体可以特别适合于本文中所公开的MCS设备，因为Sm2Col7磁体具有比NdFeB的耐腐蚀性和温度性能更好的耐腐蚀性和温度性能。一些永磁体结构(即表面安装式磁体、具有平行边缘的表面安装式磁体、环状磁体、面包条状磁体、表面插入式磁体、其间具有空隙的表面插入式磁体、埋入式或内部磁体、辐条式磁体、多节段式内部磁体以及多层式内部磁体)可以特别适合于筒形转子和/或不适和与螺旋桨一起使用。螺旋桨可以由永磁体制成并涂覆有生物相容性材料。

可以通过马达的模型(一组将马达的性能与马达的几何形状相联系的方程)来确定马达的最佳几何形状。可以形成优化问题并将其解决以找到马达的符合期望要求的最佳几何形状。模型可以是动态的或是静态的。通常，为了研究和模拟马达的瞬态以及稳态行为或者为了设计用于马达的控制器，该模型是动态的，并且方程是以常微分方程(ODE)和代数方程的组合来表示的。马达的动力学方程可以以更普遍的形式由具有对时间和空间两者的导数的偏微分方程(PDE)来表示。但是，建模也可以是静态的。BLDC马达的静态方程可以使用麦克斯韦方程以PDE的形式写出。在某些情况下，可以解析地求解派生的PDE，而在其他情况下，仅可以获得数值解。例如，可以针对不同的磁化拓扑解析地求解表面安装式磁体BLDC马达和具有环状磁体的马达的基于二维PDE的磁性分析问题。然而，在表面插入式磁体BLDC马达的情况下，可以表示出半解析解。在其他磁体结构的情况下，已经采用磁等效电路或更普遍的集总磁电路模型来进行解析，但可以近似地求解磁场分析。然而，一些马达规格无法使用磁等效网络或集总磁路技术获得。在所有情况下，可以获得基于PDE的磁分析问题的数值解。从马达设计的角度来看，解析技术比如变量的分离、保形映射和级数展开通常是优选的，因为解析技术隐含地示出了每个马达参数对每个马达规格的影响。数值解比如有限元法和有限差分法通常用于出于验证目的而分析设计马达的性能；然而，数值解可以在迭代设计过程中采用，这是一种耗时的方法并且可能得到次优的设计规格。本文中所公开的马达的基于PDE的问题由于转子(即，螺旋桨)的复杂形状而无法被解析地解决，因此，等效磁网络方法会是非常适合的。可以获得基于PDE的问题的数值解，以验证优化结果。

为了设计无刷DC马达，马达的规格可以以马达几何参数表示。标称输出功率可以是基本的马达规格，对于旋转马达，标称输出功率以所产生的电磁转矩和旋转速度表示。瞬时转矩由齿槽转矩、磁阻转矩和电磁转矩组成，其中，第一项为脉动转矩，并且最后一个分量分为平均转矩和波动转矩。在BLDC马达的情况下，通常期望使脉动转矩分量比如齿槽转矩和波动转矩最小化。齿槽转矩因永磁体与定子槽之间的相互作用而产生；该转矩与电枢电流无关。在无槽BLDC马达构型中，齿槽转矩可能几乎为零。磁阻转矩是由于电枢反应场和转子凸极(saliency saliency)引起的；在非凸极转子马达中，磁阻转矩可以为零。转矩波动源自电流波形和反电动势波形中的无用谐波以及定子槽的存在。因此，为了找到转矩的不同分量，需要由于PM和电枢电流波形而产生的磁场分布。在等效磁网络方法中，只能获得磁通密度的峰值而不能获得磁通密度的分布。可以近似地计算电磁转矩。

反电动势可以包括另一重要的规格，反电动势是由于旋转的永磁场而在电枢绕组中产生的感应电压。BLDC马达的感应电动势波形取决于气隙中的磁通密度分布，而磁通密度分布又是永磁体的磁化强度以及定子齿和槽结构的函数。导体分布可能会对反电动势波形产生重大影响。

为了表示马达的效率，可以识别各种功率损耗源并将其表示为马达几何参数的函数。马达的功率损耗通常分为三类：电损耗、磁损耗和机械损耗。由于绕组电阻引起的称为铜损的功率损耗可能是最大的电损耗，尤其是在低速应用中。磁滞、涡流和过剩涡流损耗是主要的磁损耗。机械损耗可能包括风阻、通风损耗和轴承摩擦。已知电枢电流和电枢绕组的规格，可以容易地表示铜损。定子铁损主要取决于永磁体的磁场分量及磁场分量的频率以及层压材料的类型、体积和厚度。电枢反应场可能对定子铁损具有极小的影响。永磁体和转子背铁(back-iron)中的涡流损耗除了是永磁体的电导率和体积的函数之外还是电枢反应磁场分量及电枢反应磁场分量的关于转子运动的频率的函数。

标称旋转速度和最大旋转速度可以是重要的规格。马达旋转速度可能受到电约束和/或机械约束的限制。轴承可以不对旋转速度施加任何限制，因为轴承通常可以承受相对较高的旋转速度；然而，其他旋转部件比如永磁体的坚固性可能需要分析。具体地，在表面安装式永磁体结构中，对最大旋转速度的限制可能是由于永磁体与转子之间的粘合而引起的。非磁性(碳纤维或玻璃纤维)保持套可以用于增加转子的机械坚固性。马达的电时间常数可能限制最大旋转速度。自感和互感可以相应地以马达的几何参数表示。

通过非限制性概述，能够确定以下参量和/或规格以便优化马达设计：(1)由永磁体引起的磁通量密度分布；(2)电枢电流波形(取决于所采用的控制技术)；(3)绕组构型及绕组系数；(4)由电枢电流引起的磁通量密度分布(从2和3得出)；(5)反电动势计算(从1和3得出)；(6)电磁转矩(从2和5得出)；(7)纹波转矩和平均电磁转矩(从6得出)；(8)齿槽转矩(从1得出，需要径向的及切向的PM磁通分布两者)；(9)磁阻转矩，仅针对凸极转子马达(从2和转子结构得出)；(10)定子铁损：磁滞、涡流和过剩涡流(从1得出，为了更精确可以将4算入)；(11)永磁体中的涡流损耗(从4得出)；(12)转子铁损：磁滞，涡流和过剩涡流(从4开始)；(13)铜损(从2起)；(14)自感和互感(从2、3和4得出)；以及(15)机械损耗：风阻、通风和轴承摩擦。这些参数中的某些参数可能无法获得和/或可以近似地计算。然而，可以使用有限元分析在设计过程之后获得所有的参量。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括血管外定子710，该血管外定子710构造成沿着安装有转子510的部分围绕血管，如本文中其他地方所描述。在一些实施方式中，定子710可以包括铰链709，使得定子710可以处于用于使定子710绕血管安装的打开构型以及其中定子710形成了将血管包围的完整的或大致完整的圆周的闭合的操作构型。图43A至图43K图示了带铰接的定子的示例以及相关部件的示例规格。图43A示意性地图示了与MCS设备500的中心轴线相交并标记有各种几何参数的横截面。在一些实施方式中，定子齿712可以为约5mm宽。齿712可以包括内周凸缘713。每个凸缘713可以包括约30度的弧。铰链709可以具有约3mm的外径。铰链709可以包括用于接纳销708的孔707。孔707可以包括约1mm的直径。定子710的总体形状和构型可以与本文中所描述的其他定子710相同或类似。定子710可以设计成使功率损耗最小化和/或使定子质量和/或体积最小化。定子710可以设计成优化最大温度和/或最大磁通密度以防止磁饱和。在一些实施方式中，定子710可以包括六个极(形成在定子齿712上的电磁线圈714)。图43B示意性地图示了带铰链的定子710的立体图。图43C示意性地图示了带铰链的定子710的俯视图。图43D示意性地图示了带铰链的定子710的左视图。图43E示意性地图示了带铰链的定子710的右视图。图43F是带铰链的定子10的顶部层和/或底部层的示例的立体图。图43G是带铰链的定子10的(位于中心层与顶部层或底部层之间的)上部中间层和/或下部中间层的示例的立体图。图43H是带铰链的定子10的中心层的示例的立体图。图43I是带铰链的定子710的示例的立体图像。该定子710可以通过层压成形的片材(sheet)来制造。定子片材可以包括钢(例如，30个大约0.35mm厚的铸钢片材)。定子710可以包括任何数目的适合的片材。在一些实施方式中，定子710可以包括多个层，其中，每个层包括一个或更多个片材。每个层的片材可以包括相同的设计。例如，定子710可以包括2个、3个、4个、5个、10个、15个、25个层等。每个层可以具有相同数目或不同数目的片材。片材的数目可以决定每个层的最终厚度。图43B中所图示的定子710包括五个层，其中，中心层包括8个片材，顶部层和底部层是相同的并且各自包括5个片材，并且，两个中间层是相同的并且在具有铰链709的一侧上包括5个片材而在没有铰链709的一侧上包括6个片材。这些片材可以被绝缘、比如通过环氧树脂而被绝缘。绝缘可以减少定子铁芯的涡流损耗。在一些实施方式中，形成定子的外周的表面可以包括沿着周向方向的凹槽716，如图43B中所见。凹槽716可以通过定子各层的尺寸上的差异来形成。凹槽716可以有助于将定子710紧固或固定至血管。例如，线路717比如缝线、导线或线缆可以定位在凹槽716中并且被绕定子710紧固以将定子固定在闭合构型，如图43J中示意性地图示。图43K示意性地图示出了具有示例尺寸的带铰链的定子710的多个角度的视图，其中距离以mm表示。

血管内定子的实施方式可以与血管外定子大致相同或类似。血管内定子可以不包括铰链709。血管内定子可以包括完整的闭合圆周，并且血管内定子可以例如通过手术切口安装在血管中，如本文中其他地方所描述。尽管血管内定子可以类似于血管外定子，但是血管内定子可以如本文中其他地方所描述的那样是可收缩/可扩张的。

在一些实施方式中，可以通过绕定子齿712缠绕导电导线以形成电磁线圈714而在定子上形成电磁体，如本文中其他地方所描述。在一些实施方式中，该导电导线可以是铜导线。导线可以被涂漆。导线可以具有约AWG 18的规格。导线可以具有约1mm的直径和小于1mm

控制器760可以包括闭环系统。可以使用反馈来调制马达700的驱动。例如，电流和位置反馈信号可以用于以可靠且准确的方式控制转子510的速度。MCS设备500可以包括传感器，以测量输出比如转子的角位置和/或转子710的角速度。在一些实施方式中，传感器可以包括一个或更多个轴编码器、测速发马达(tacho-generators)和/或霍尔传感器。控制器760可以包括处理器。处理器可以包括微处理器、数字信号处理器(DSP)和/或晶片机。

控制器760可以包括电力电子开关，电力电子开关用于根据马达类型而将固定的AC或DC电源转换为适当的电力水平和波形。接口电路可以将处理器的输出信号转换为针对电力电子开关的适合信号。图44A示意性地图示了BLDC马达控制系统的框图(MCS设备500在本文中可以被称为“PICS”)。在包括BLDC马达的一些实施方式中，根据电力需求和开关频率，电力电子开关可以包括金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)和/或绝缘栅双极晶体管(IGBT)。IGBT通常可以用于较高的电力要求，而MOSFETS通常可用于较低的电力要求但用于较高的开关频率。在BLDC马达中，电流可以包括2相120度传导(BLDC-120)或3相180度传导(BLDC-180)的矩形波形。磁通量密度波形可以配置为在绕组中感应出梯形波反电动势(EMF)。绕组和磁体构型可以在获得梯形波反电动势中起重要作用。图44B和图44C描绘了可以在集中绕组中感应出梯形波反电动势的磁通量密度的示例。图44B图示了针对具有2相120度传导的BLDC马达的电流、通量密度和反电动势的理想波形，其中，不存在相位超前(phase advancing)。图44C图示了针对具有3相180度传导的BLDC马达的电流、通量密度和反电动势的理想波形，其中，不存在相位超前。与理想的电流波形和反电动势波形的任何偏差都可能减小所产生的转矩并增加转矩波动。例如，由于电动马达的感应性质，电流不会突然猛增；另外，由于马达的动态性质，恒定的120度区域处的电流包含开关谐波。在无刷AC(BLAC)马达中，所有这些波形可以都是正弦的。图44D描绘了针对BLAC马达的电流、通量密度和反电动势的理想波形，其中，不存在相位超前。在位于基本速度以下的其中转矩恒定的区域中，可以利用相位超前来包括凸极(saliency torque)转矩的作用。在基本速度以上的恒定功率的区域，可以使用相位超前来改善转矩-速度特性。

在一些实施方式中，控制器760电路可以形成在印刷电路板(PCB)上。在一些实施方式中，控制器可以定位在生物相容性壳体内例如以便体内植入，并且控制器可以为约40mm×40mm×7mm或更小。图44E示意性地图示了控制器电路的示例。可以优化控制器电路的设计，以减少电气部件的功率损耗。在一些实现方式中，功率损耗可以小于例如1.9W功率中的1W。

图45A至图45D图示了可以特别适合于体外测试的MCS设备500的示例。图42A示意性地图示了包括示例尺寸的MCS设备500的立体图。图42B示意性地图示了该设备沿着中心轴线的横截面的立体图。图42C示意性地图示了设备的与中心轴线相交的横截面。图42D图示了被包围在锚固机构600中的转子510的示例的立体图。MCS设备500可以包括桶状的锚固机构600。锚固机构600可以包括丙烯酸。锚固机构600可以是包括近端端部和远端端部的管。近端端部可以包括近端端部盖605。远端端部可以包括远端端部盖607。端部盖605、607可以包括在中心轴线处接合的径向辐条608。径向辐条608可以接合至近端毂604和/或远端毂606。对于体外测试，端盖605、607可以包括允许流体流动通过管的孔609。转子519可以包括聚甲基丙烯酸甲酯(例如，

图46A至图46E图示了可以特别适合于体外测试的MCS设备500的另一示例。图46A示意性地图示了包括示例尺寸的MCS设备500的立体图。图46B图示了被包围在锚固机构600中的转子510的示例的立体图。图46C至图46E图示了从对MCS设备500执行的有限元分析获得的结果。图46A至图46B的MCS设备500可以大致类似于图45A至图45D的设备。图46A至图46B的MCS设备500包括牢固地联接至轴610的两个螺旋桨511。转子510包括两个磁体530并且用于驱动螺旋桨511的旋转。一个螺旋桨511定位在转子磁体530的上游，并且一个螺旋桨定位在转子磁体530的下游。每个螺旋桨511包括两个叶片520。螺旋桨511可以与图24C中所图示的螺旋桨相同或类似。所述两个螺旋桨511和转子磁体530可以相对于彼此周向偏移120度。图46C图示了马达700的网格结构。图46D图示了由转子510中的永磁体530所感应的磁通量分布以及三相马达700的第一相的电枢绕组电流。图46E图示了由于转子510的永磁体530引起的磁通量密度。在一些实施方式中，马达700可以能够以高达至少30,000rpm的速度操作。在一些实施方式中，马达700在其操作点处可以消耗约1.4W的功率。针对体内使用而优化的MCS设备500的实施方式可以包括与针对体外测试而优化的MCS设备500相同或类似的特征。

图47A图示了MCS设备500的示例的立体图。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括联接至轴610的一个或更多个转子。在一些实施方式中，轴610可以是具有管腔的管。管可以在该管的管腔内结合有机械机构。在一些实施方式中，将转子510接合至体外部件的线路(例如，传动系702或电力线路704)可以延伸穿过管状轴610。轴610可以经由允许轴610旋转的轴承612而接合至锚固机构600的近端毂604和远端毂606。锚固机构600可以包括接合至近端毂604和远端毂606的多个周向间隔的支柱602(例如，2个、3个、4个、5个、6个、7个、8个、9个、10个、15个、20个支柱等)。支柱602可以沿着与中心轴线大致平行的方向从近端毂604延伸至远端毂606。支柱602可以形成大致橄榄球形状的锚固机构600。在一些实施方式中，支柱602可以在一定程度上是挠性的。支柱602可以是大体凸形的。支柱602可以构造成朝向支柱602的中心径向向外弯曲。在一些实施方式中，支柱602可以包括沿着支柱的长度间隔的接合部(joint)，这些接合部允许支柱弯曲。近端毂605和/或远端毂606可以包括非损伤性形状(例如，圆顶形状614或子弹形状)。在一些实施方式中，近端毂604和/或远端毂606可以构造成允许血液流过近端毂604和/或远端毂606。在一些实施方式中，近端毂605和/或远端毂606可以构造成防止血液流过近端毂604和/或远端毂606。近端毂605和/或远端毂606可以是能够沿着轴610移位的，使得当将近端毂604和远端毂606沿着中心轴线更靠近在一起时，支柱602沿径向向外的方向扩张。例如，可以联接至输送导管或其他输送设备的近端支柱604能够在远端毂606固定在轴610的远端端部处的同时沿着轴610平移。将近端毂604朝向远端毂606推动可以使支柱602扩张以便锚固在血管中，而将近端毂604远离远端毂606拉动可以使锚固机构600收缩，比如以便重新定位MCS设备500或从身体移除MCS设备500(例如，通过导管)。支柱602的扩张可以用于在血管壁上施加压力并将MCS设备500固定在血管内。

在一些实施方式中，MCS设备500的螺旋桨叶片520包括折叠构型和部署构型。图47A图示了处于部署构型的MCS设备500的立体图。图47B图示了处于折叠构型的图47A的MCS设备500的立体图。螺旋桨叶片520可以包括将叶片520接合至轴的接合部或铰链522，该接合部或铰链522定位在叶片520的与叶片径向梢部521相反的端部处。螺旋桨叶片520可以相对于轴610折叠成使得叶片520的从接合部至径向梢部521的径向长度与轴大致平行，从而减小转子的整体外径。转子510可以在叶片520处于折叠位置以使MCS设备500的尺寸最小化的情况下部署在血管中和/或从血管移除。使用可折叠的或以其他方式可收缩的MCS设备500可以促进通过导管经由经皮输送而进行部署和/或通过导管移除MCS设备500。

图47C示意性地图示了MCS设备500的沿着该设备的中心轴线截取的一部分的横截面。图47D图示了MCS设备500的另一示例的一部分的立体图。螺旋桨叶片520可以各自包括延伸部或柄523，该延伸部或柄523穿过轴610中的孔以与轴610形成铰链522。柄523可以在其延伸到轴610中时开始弯曲，使得柄523形成倒圆(例如，半圆形)的异型件(profile)，该异型件构造成在该异型件滑入和滑出孔口时绕铰链522轴线旋转。在一些实施方式中，螺旋桨511(叶片520的排)可以包括两个叶片520。叶片520可以彼此相反地周向定位并且可以经由连接件524于轴610内侧接合一起。在一些实施方式中，连接件524可以包括枢转点525或者可以被铰接，如图47C中所描绘。在一些实施方式中，如图47C中所图示，叶片520可以构造成沿相反方向折叠(例如，一个叶片520沿近端方向折叠而一个叶片520沿远端方向折叠)。沿相反方向折叠叶片520可以有利地将磁性叶片520定位成更远离彼此。沿相反方向折叠叶片520可以避免在将具有相反极性的叶片520靠近于彼此安置时克服排斥力和/或在使具有相同极性的叶片520远离于彼此延伸时克服吸引力。在一些实施方式中，连接件524可以包括枢转点525或者可以被铰接，如图47C中所描绘。图47E描绘了与包括位于轴610与远端毂606之间的滚珠轴承612的MCS设备500的中心轴线相交的横截面的俯视图。滚珠轴承612可以包括定位在轴610的外径与毂604、606的内径之间的圆周中的多个均匀的球形钢滚珠613，该圆周允许轴610相对于毂604、606旋转。可折叠的叶片520可以构造成通过任何适合的方式向外延伸到操作性的部署位置。在一些实施方式中，叶片520可以通过机械机构而扩张。轴610可以是管状的并且可以允许结合用于部署叶片520的内部机械机构。该机械机构可以延伸穿过经皮导管并且可以被在体外致动。在一些实施方式中，叶片520可以通过施加至转子510的离心力的应用而轻而易举地且大致瞬时地扩张。包括带铰链的叶片520的实施方式可以特别适合于构造成用于短期使用的MCS设备500，如本文中其他地方所描述。

图48A至图48D示意性地图示了MCS设备500的另一示例。图48A描绘了处于扩张的操作构型的设备。图48B描绘了处于折叠或收缩构型的设备。图48C描绘了设备的包括折叠叶片520的一部分的沿着中心轴线截取的横截面。图48D描绘了与包括位于轴610与远端毂606之间的滚珠轴承612的MCS设备500的中心轴线相交的横截面的俯视图。MCS设备500可以包括两排叶片520(螺旋桨511)。每排叶片520可以包括两个沿直径相对的叶片520。在一些实施方式中，每个排的仅一个叶片526是磁性的或包括磁体530，而另一叶片527是非磁性的。如图48A中所示，每个排的叶片520可以构造成沿相同方向折叠。包括仅一个磁性叶片526的螺旋桨511可以有利于沿相同方向折叠叶片520。在一些实施方式中，如图48A中所示，MCS设备500的所有螺旋桨511的所有叶片520可以构造成沿相同方向折叠。不同螺旋桨511的磁性叶片526可以沿周向方向彼此分开地定向(例如，与彼此成约180度)，这可以有利于使叶片526的磁场之间的距离最大化。每个排中的叶片520可以通过叶片520的柄523联接。叶片可以在轴610的腔的内部联接。叶片520可以通过允许叶片520折叠的枢轴或铰链522联接。

在一些实施方式中，螺旋桨叶片520可以形成为轴610的一体部分，使得轴610和叶片520包括单个整体式部件。该单元可以由弹性材料和/或热机械材料形成，其中，该材料呈现具有温度依赖性的动态机械性能，使得叶片520能够相对于轴610变形并且能够朝向轴610弯曲。该单元可以由生物相容性材料形成。叶片520能够变形为折叠或收缩构型以便部署并且可以构造成弹开到未偏置的操作位置。螺旋桨511可以包括任何适合数目的叶片520(例如2个、3个、4个等)。图49示意性地图示了用于部署弹开式叶片520的连续步骤。部署护套160可以定位在转子510上方。护套160可以具有比转子510的由叶片520的径向梢部521形成的外径小的内径。在输送之前，护套160可以在转子510上方定中心并压靠叶片520，从而使叶片520变形并抵靠轴610折叠。叶片520可以构造成能够沿仅一个方向(例如，近端方向或远端方向)变形，并且护套160可以被引入到转子510上方，使得这促进了沿可变形方向的变形。例如，在一些实施方式中，叶片520可以能够折叠成使得叶片径向梢部521朝向近端方向延伸。在一些实现方式中，MCS设备500可以经由股动脉被输送至降主动脉，使得设备的近端端部处于设备的远端端部的下游，其中，设备从近端端部部署。血液流的朝向设备的近端端部的方向可以有助于将叶片520在未被护套160覆盖时保持在扩张构型。转子510可以在护套160内以折叠构型被引入到血管中。护套160可以在被定位于血管150内时从转子610移除，从而允许叶片520扩张成叶片520的操作性的且未偏置的构型。在一些实现方式中，该过程可以颠倒以便将转子510从体内移除。包括弹开式叶片520的实施方式可以有利地需要最少的零部件和机械部件。这种实施方式可以适合于短期和/或长期使用。

单个螺旋桨511的叶片径向梢部521可以包括具有相反极性的磁体530以便由定子710驱动。例如，包括两个叶片520的转子510可以在每个叶片520中结合有具有相反极性的磁体530并且可以构造成由六极三相定子710驱动。一些实施方式可以包括具有多于两个叶片520的转子510。在具有多于两个叶片520的一些实施方式中，叶片的极性可以周向交替。在具有多于两个叶片520的一些实施方式中，叶片520中的仅一些叶片可以包括磁体530。例如，在一些实施方式中，仅两个叶片520可以包括可以具有相反极性的磁体530。在一些实施方式中，包括具有相反极性的磁体530的叶片520可以沿周向方向彼此大致相反地定位。在包括可折叠叶片520的实施方式中、特别是在包括具有仅两个叶片520的螺旋桨511的实施方式中，具有相反极性的叶片520可以促进折叠构型，因为叶片520将受到朝向彼此的吸引力。在叶片径向梢部521中具有较高磁密度的叶片520可以特别地将叶片520偏置成折叠构型，如图50A中示意性地图示。在一些实施方式中，特别是在包括具有多于两个叶片520的螺旋桨511的实施方式中，具有相反极性的叶片520的吸引力可以通过具有相同极性的叶片520之间的排斥力来减轻。叶片520中的磁体530与具有相反极性的定子线圈710之间的磁性吸引力可以促进叶片520或叶片径向梢部521沿着轴向方向与定子710自对准。例如，如图50B中示意性地图示的，在其中叶片520是可折叠的和/或可变形的实施方式中，叶片520与定子710之间的磁性吸引力可以促进叶片径向梢部521与定子710的对准。叶片520的自对准可能在其中叶片520在近端方向和远端方向上都是可折叠的和/或可变形的实施方式中特别地有用。在包括多个螺旋桨511或多排叶片520的一些实施方式中，不同排之间的叶片520可以周向对准。周向对准的叶片520的磁极性可以相同，使得叶片520、特别是叶片径向梢部521彼此排斥。如图50C中示意性地图示的，叶片径向梢部521之间的磁性排斥力可以促进叶片径向梢部521与一个或更多个定子710自对准。磁性排斥力可能在其中不同排的叶片520能够朝向彼此折叠的实施方式中特别地有用。

在一些实施方式中，MCS设备500可以在转子被部分拆卸的情况下被输送至血管。转子510可以以类似于构造“瓶中船”的方式被完全组装在血管内。图51A至图51E示意性地图示了具有用于输送的部分拆卸构型和操作性的完全组装构型的MCS设备500。图51A示意性地图示了处于拆卸构型的转子510的各种部件。图51B示意性地图示了处于完全组装构型的相同部件。转子510可以包括上部毂和下部毂。上部毂可以是远端毂606，而下部毂可以是近端毂604，输送设备位于MCS设备500的近端端部。近端毂604可以固定地联接至轴610。远端毂606可以包括用于接纳轴610的凹部615。轴610的远端端部可以包括插入件616，该插入件616构造成被接纳在远端毂606的凹部615内并且构造成将轴610牢固地固定至远端毂606、比如通过干涉配合将轴610摩擦地固定至毂606。螺旋桨611可以包括用于接纳轴610并允许轴610延伸穿过螺旋桨510的通道516。浮动垫片617可以沿着轴610的中心部分绕轴610联接。浮动垫片617可以构造成被接纳在螺旋桨通道516内并且用作允许螺旋桨611绕轴610旋转的轴承612，该轴610可以保持固定就位。浮动垫片617可以在螺旋桨611的下侧部上被固定垫片618所围绕，固定垫片618牢固地联接至近端毂605或与近端毂605成一体。因此，转子510和浮动垫片617可以构造成绕固定的轴610旋转。图51C至图51E示意性地图示了对部分拆卸的MCS设备500的组装。远端毂606、转子510和近端毂604可以最先被拆卸。图51C图示了部分拆卸的设备的大致正交的视图。远端毂606可以通过锚固机构600(例如，本文中其他地方所描述的锚固机构600的支柱602)接合至近端毂605。锚固机构600的未偏置构型可以是收缩构型，使得锚固机构600的外径最小化。张紧线619可以固定至远端毂606并且可以穿过螺旋桨通道516。在一些实施方式中，张紧线619可以穿过近端毂604。例如，张紧线619可以延伸穿过轴610中的内腔。张紧线619可以在近端延伸穿过输送设备。螺旋桨511最初可以沿轴向方向定向，使得叶片520在处于操作构型时平行于中心轴线而非垂直于中心轴线延伸，从而基本使转子510组件的外径最小化。MCS设备500可以以图51C中所描绘的收缩构型被输送至血管。在将设备定位在血管中时，张紧线619可以被张紧(例如，沿近端方向缩回)，如图51D中所描绘。张紧线可以经由在体外的致动而被张紧。张紧线519的张紧可以使远端毂606、螺旋桨511和近端毂604靠拢(bringing together)，从而使轴610延伸穿过螺旋桨通道516并延伸到远端毂606的凹部615中。将轴610穿过螺旋桨通道516安置使螺旋桨511呈现操作构型，在操作构型中，螺旋桨叶片520沿与中心轴线大致垂直的径向方向延伸，从而增加了转子510的外径。使远端毂606和近端毂604靠拢导致锚固机构600扩张。例如，支柱602可以沿径向向外的方向弯曲。将远端毂606固定至轴610可以将锚固机构600固定在扩张构型。在将MCS设备500的转子510完全组装之后，可以移除输送设备。图51E描绘了处于完全组装的操作构型的MCS设备500。

图52A至图52E示意性地图示了MCS设备500的另一示例。图52A描绘了处于扩张操作构型的设备。图52B描绘了处于用于输送的折叠构型的设备。MCS设备500可以包括与本文中所公开的MCS设备的其他示例大致相同或类似的特征。MCS设备500可以包括具有三个螺旋桨511的转子510。每个螺旋桨511可以包括一对沿直径定位的叶片520。在一些实施方式中，仅中间螺旋桨511包括磁性叶片526。非磁性叶片527可以通过转子经由磁性叶片526的旋转而被驱动。在一些实施方式中，磁性叶片526能够沿相反方向折叠，如本文中其他地方所描述并且如图52C中所描绘。在一些实施方式中，非磁性叶片能够沿相同方向折叠，如本文中其他地方所描述并且如图48C中所描绘，这可以使设备的总轴向长度最小化。叶片520可以经由柄523联接至可旋转的轴610。在一些实施方式中，可旋转的轴610可以包括内部套筒。该可旋转的轴可以经由轴承612在近端毂605和远端毂606处联接至锚固机构600。远端毂606可以包括圆顶形盖614。近端毂604能够比如通过调节机构620例如螺纹螺钉机构而沿着中心轴线朝向远端毂606平移，该调节机构620可以将锚固机构600锁定在扩张构型。图52D示意性地图示了近端毂604的横截面。图52E示意性地描绘了螺纹螺钉调节机构620的特写图。调节机构620可以包括上部腔室621和下部腔室622。该机构可以使用螺钉623(例如，六角螺母)，该螺钉623绕螺纹轴624定位在下部腔室622中。螺纹轴624可以绕旋转轴610同心地布置成使得螺纹轴624不旋转。能够将工具插入到下部腔室中以调节螺钉机构620。沿一个方向旋拧六角螺母623可以使近端毂604朝向远端毂606行进，而沿相反方向旋拧六角螺母623可以使近端毂604从远端毂606缩回。在一些实施方式中，定位在近端毂604和/或远端毂606中或联接至近端毂604和/或远端毂606的弹簧625可以将锚固机构600偏置成折叠构型。图31B描绘了定位在定子710内的MCS设备500的立体图(该立体图可能不是按比例绘制的)。例如，近端弹簧625可以将近端毂605连接至连接单元626，该连接单元626构造成联接至输送设备。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括与于1995年2月27日提交的美国专利No.5,749,85中所公开的特征大致相同或类似的特征，该美国专利的全部内容通过参引并入本文。

在一些实施方式中，转子510和锚固机构600可以被分为两个分立的部件。图53A和图53B示意性地图示了包括转子510和锚固机构600组合体(complex)的MCS设备500的示例的远端半部和近端半部的血管内联接。锚固机构600可以包括远端笼状部分600a和近端笼状部分600b。在一些实施方式中，远端笼状部分600a和近端笼状部分600b可以类似于卵壳的两个半部。可以首先如图53A中所描绘的那样安装远端笼状部分600a，随后如图53B中所描绘的那样安装近端笼状部分600b。锚固机构600的每个笼状部分可以包括轴610的一部分。在一些实施方式中，近端笼状部分600b可以为锚固机构600的长度的大约一半。在一些实施方式中，近端笼状部分600b和远端笼状部分600a可以各自包括轴610的大致一半。螺旋桨511可以牢固地联接至轴610。在一些实施方式中，螺旋桨511联接至轴610b的近端部分，如图49B中所图示的。在一些实施方式中，螺旋桨511可以联接至远端笼状部分600a。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括多个螺旋桨511。在包括多个螺旋桨511的实施方式中，螺旋桨511可以联接至轴610的相同部分或不同部分。轴610可以构造成经由定位在锚固机构600的近端毂605和远端毂606处的轴承612比如滚珠轴承而相对于锚固机构600旋转。轴610的近端部分610a和远端部分610b可以构造成接合在一起。例如，轴610的远端部分610a可以具有构造成与轴610的近端部分610b上的突出部628配合的凹部627，反之亦然。MCS设备500可以包括用于将轴的近端部分和远端部分锁定在一起的锁定机构。远端笼状部分600a和近端笼状部分600b可以构造成或可以不构造成在组装轴610时沿着远端笼状部分600a和近端笼状部分600b的支柱602接合。支承线缆619可以从远端轴610a延伸至近端轴610b。支承线缆619可以延伸穿过近端轴610b，使得支承线缆619在张紧时可以将远端笼状部分600a和远端轴部分610a以及近端笼状部分600b和近端轴部分600b靠拢。在一些实施方式中，螺旋桨511可以构造成在组装下部部分600a和上部部分600b时与血管外定子710对准。

在一些实施方式中，锚固机构600可以构造成轻而易举地自扩张。例如，锚固机构600可以包括径向向外偏置的板弹簧629。在一些实施方式中，一个或更多个板弹簧629可以(经由定子)联接至转子510或联接至血管内式马达700。图54A和图54B示意性地图示了包括板弹簧式锚固机构600的MCS设备500的部署。如图54A中所描绘，板弹簧可以由输送护套160沿径向向内的方向偏置。如图54B中所描绘，在从MCS设备500移除输送护套后，板弹簧629可以沿径向向外的方向轻而易举地自扩张，从而将MCS设备500锚固至血管150的内管腔。板弹簧629可以连接至沿着MCS设备500的轴向方向的中心点。在一些实施方式中，如图54A和图54B中所图示，板弹簧629可以具有径向向外延伸的自由端部。在一些实施方式中，板弹簧629可以形成沙漏形状的锚固机构600。板弹簧式锚固机构600可以包括与于2013年3月26日提交的美国专利No.9,572,915中所公开的特征相同或类似的特征，该美国专利的全部内容通过参引并入本文。

在一些实施方式中，MCS设备500的轴610可以被接合。图55A至图55E描绘了包括Z形折叠机构的MCS设备500的示例。在一些实施方式中，轴610可以是被双重接合的，使得第一接合部632a定位在螺旋桨511的近端并且第二接合部632b定位在螺旋桨511的远端。双重接合轴610可以允许轴610呈现大致Z形构型。图55A示意性地图示了处于折叠的Z形构型的包括轴610的MCS设备500。螺旋桨511可以绕接合轴610的中间部分定位，该中间部分可以延伸穿过螺旋桨516中的通道。Z形构型可以允许螺旋桨511定向成使得螺旋桨叶片520大致平行于中心轴线延伸，从而使转子500的外径在很大程度上最小化。在一些实施方式中，螺旋桨511可以构造成绕轴旋转，使得轴610相对于锚固机构600保持固定。包括围绕固定轴610的可旋转的螺旋桨511的实施方式可以仅需要位于转子510与轴610之间的一个机械轴承612(例如，滚珠轴承)，而不是位于轴610的近端端部和远端端部与锚固机构600之间的两个轴承612，这减少了轴承的数目并可以提高转子510的机械效率。在转子510被部署之后，轴610可以完全延伸，使得轴的近端部分、中间部分和远端部分大致共线。例如，在一些实施方式中，轴610的远端部分和/或近端部分可以分别进一步延伸超过远端毂606或近端毂605，这将减小近端毂605与远端毂606之间的轴向间隔。MCS设备500可以使用螺纹螺钉机构或任何其他适合的装置来使轴相对于近端毂604和/或远端毂606平移。近端毂604与远端毂606之间的减小的距离使轴610的接合部分伸直成对准。图55B示意性地图示了锚固在血管150内的处于扩张构型的Z形设备。该扩张可以由固定至MCS设备500的近端端部的轴机构来致动，该轴机构可以在该设备扩张并且将设备锚固在血管中之后被移除。在一些实施方式中，轴610可以包括从其近端端部延伸至其远端端部或延伸至轴610的远端部分中的某一点的内管腔。刚性的固定轴634可以插入穿过内管腔以将轴610固定或锁定在伸直/扩张构型。图55C示意性地图示了固定轴634的插入。固定轴634可以减少Z形轴610的摆动和振动。在一些实现方式中，固定轴634的插入可以用于促使Z形轴610伸直成操作构型。在一些实施方式中，将轴固定在操作构型可以利用卡扣机构、罗盘机构和/或双重固定螺母或类似机构来实现。可以使用本领域已知的任何适合的锁定机构。在一些实现方式中，漏斗形接纳部635可以联接至设备的底部，如图55C中所描绘。漏斗形接纳部635可以用于帮助用于移除过程的移除工具定中心。图55D图示了处于折叠构型的Z形MCS设备500的立体图。图55E图示了Z形轴610中的接合部632a、632b和位于螺旋桨511与轴610的中间部分之间的轴承612的特写立体图。

在一些实施方式中，锚固机构600可以包括将近端和远端支柱或带602接合的一个或更多个固定带603。固定带603可以沿着MCS设备500的纵向轴线大致居中。固定带603可以在设备的操作构型中与螺旋桨511轴向对准。在一些实施方式中，固定带603可以构造成绕MCS设备500的整个圆周延伸。固定带可以联接至在与固定带603大致垂直的方向上延伸的多个支柱602。在一些实施方式中，固定带603可以用作用于螺旋桨511的护罩。固定带或多个固定带603可以防止螺旋桨叶片520与血管壁之间的接触。

图56A至图56C示意性地图示了包括具有C形折叠机构的接合轴610的MCS设备500的另一示例。图56A至图56C中所描绘的MCS设备可以包括与图55A至图55E中所描绘的特征基本类似的特征。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括具有四个接合部632a、632b、632c、632d的轴610，这四个接合部632a、632b、632c、632d构造成将轴610安置成C形构型。轴610可以包括近端部分610a、中间近端部分610b、中央部分610c、中间远端部分610d和远端部分610e。螺旋桨511可以绕中间近端部分610b或中间远端部分610d定位，使得在处于C形构型时螺旋桨511可以沿基本平行于中心轴线的方向延伸，从而减小了转子510的外径。C形折叠机构可以有利地允许近端毂604和远端毂606的共线对准。图56A描绘了具有处于折叠构型的具有C形折叠机构的MCS设备500的基本正交视图。图56B描绘了处于扩张构型的MCS设备500。图56C描绘了处于折叠构型时的螺旋桨511和两个周围的接合部632的特写视图。

在一些实施方式中，本文中所公开的MCS设备可以包括多个转子510，所述多个转子510构造成由单独的马达700独立地驱动。例如，MCS设备500可以包括反向旋转的螺旋桨512、514，反向旋转的螺旋桨512、514中的每个螺旋桨由单独的定子710驱动。在一些实施方式中，螺旋桨可以构造成绕固定轴610旋转。轴承612可以定位在每个螺旋桨511与固定轴610之间。在一些实施方式中，螺旋桨511牢固地联接至轴610的一部分，使得轴610旋转。轴610可以被分成能够彼此独立地旋转的多个部分。轴承612可以定位在轴610的可独立旋转的部分之间。

螺旋桨叶片620的设计会影响MCS设备500的效率、噪声、振动、空气动力学性能和成本。叶片设计参数可以包括叶片数目、弦长、厚度分布、扭转分布和叶片材料。较薄的翼型(airfoil)可以有利地增大升力/阻力比。较厚的翼型可以有利地提供较高的刚度。图57A描绘了可以在设计叶片中使用的输入参数的示例的表格。图57B描绘了可以基于输入参数而在数学上计算出的参数的表格。图57C示意性地图示了叶片角度的几何表示。图57D图示了三维叶片520以及毂弦长、梢部弦长和径向长度的相对尺寸的示例。梢部(而非径向梢部)可以在叶片620旋转时形成叶片620的前边缘，而毂可以形成后边缘。叶片620可以径向地延伸以形成转子510的外径。转子510的直径可以构造成跨越(span)血管直径的相当大的一部分。在一些实施方式中，可以经由锚固机构600从叶片520的径向梢部521固定内血管壁。使转子510的径向梢部521与血管壁之间的间隙最小化减少了回流，这可以提高了MCS设备500的效率。

图58A至图58I示意性地图示了叶片几何形状的各种示例。叶片520可以包括交错角(stagger angle)，交错角定义为弦线与MCS设备的转子轴向方向或中心轴线之间的角度(也称为安装角)。叶片520可以包括介于0度与90度之间的交错角。在一些实施方式中，交错角可以介于0度与5度之间、5度与10度之间、10度与40度之间或大于40度。可以通过将叶片520分成三个部分比如前边缘或梢部部分的轮廓、后边缘或毂部分的轮廓以及平均轮廓来对叶片520进行建模，如图58A至图58K的截面图中所描绘。图58A和图58B分别图示了包括5度的入口角、出口角和交错角的叶片的截面图和三维视图。图58C和图58D分别图示了包括2度的入口角、出口角和交错角的叶片的截面图和三维视图。图58E至图58G分别图示了对于5度(情况1)、4度(情况2)、3度(情况3)和2度(情况1)交错角的梢部部分、平均部分和毂部分的截面图。图58H和图58I分别图示了包括10度和40度的交错角的螺旋桨几何形状的立体图。

图59A至图59M描绘了具有各种交错度的叶片的实验结果。所包含的结果针对由多回转阀所模拟的各种阻力程度，其中，越高的转数对旋转应用的阻力越大。图59A至图59E描绘了针对具有4度交错角的叶片520的结果。图59F至图59I描绘了针对具有10度交错角的叶片520的结果。图59J至图59M描绘了针对具有15度交错角的叶片520的结果。图59A、图59F和图59J描述了通过针对各种旋转速度(rpm)在24V下汲取的电流所测得的电功率消耗(W)。图59B、图59G和图59K描绘了针对各种旋转速度(rpm)的流量(L/min)。图59C、图59H和图59L描绘了如通过压力变送器针对各种旋转速度(rpm)所测量的叶片520之前和之后的压力差或压力上升(mmHg)。图59D、图59I和图59M描绘了针对各种旋转速度(rpm)的叶片520的效率(％)。图59E描绘了压力差(mmHg)和流量(L/min)之间的相关性。

在某些方面，本发明涉及能够经皮植入的心血管支持(PICS)设备的各种实施方式。PICS设备可以包括能够经皮植入式机械循环支持设备(MCSD)。在一些实施方式中，PICS可以构造成用于经由股动脉而植入主动脉中。在某些使用方法中，PICS可以用于经皮植入。在某些使用方法中，PICS可以用于利用微创手术而植入。心血管支撑设备可以构造成用于长期植入或短期(例如，临时)植入。一些实施方式可以设计成用于早期纽约心脏协会(NYHA)心功能分级III级CHF(在机械辅助循环支持的机构间注册(INTERMACS)7级之前)及更严重的情况。在一些实施方式中，设备可以构造成用于在主动脉中串联植入。因此，在一些实施方案中，成人规格可以包括约5L/min的流量和从约20mmHg至约40mmHg的压力上升，其中，其余的压力上升由患病的自体心脏给予。

一些实施方式可以被设计成具有针对患者的特定状态、包括疾病的阶段而特别配置的操作条件。例如，为II期晚期或III期早期CHF所设计的MCS可以提供较小的压力上升，而为III期晚期或IV期早期CHF所设计的MCS可以提供较大的压力上升，以更好地替代衰竭的心脏。在一些实施方式中，设备构造成提供约为、至少约为或不大于约为1L/min、2L/min、3L/min、4L/min、5L/min、6L/min、7L/min、8L/min、9L/min、10L/min或包括前述值中的两个值的任何范围的流量。在一些实施方式中，设备构造成提供约为、至少约为或不大于约为5mmHg、10mmHg、15mmHg、20mmHg、25mmHg、30mmHg、35mmHg、40mmHg、45mmHg、50mmHg、55mmHg、60mmHg、65mmHg、70mmHg、75mmHg、80mmHg、85mmHg、90mmHg、95mmHg、100mmHg或包括前述值中的两个值的任何范围的流量。在一些实施方式中，设备可以构造成具有复现健康患者的情况的操作情况。

一些设备可以被设计成以与心脏串联的方式植入。如本文中所描述，这种布置可以有效地减少心脏上的负荷。一些设备可以构造成降低对血流的阻力。如本文中所描述，这种布置为心脏提供了患病组织再生潜力的增加。设备可以构造成需要较少的电力，并因此重量更轻且更紧凑。设备可以构造成以连续流来泵送血液。设备可以构造成以脉动流来泵送血液。设备可以构造成以有利于对搏动的心脏进行补充的流量来泵送血液。

心室辅助设备(VAD)是心脏辅助泵，心脏辅助泵可以包括与自体患病心脏的四个腔室中的一个腔室接通(anastomosed)的入口。在某些使用方法中，VAD设备接通至左心室。该构型更为常见。在某些使用方法中，VAD设备接通至右心室。在某些使用方法中，VAD设备接通至心房中的一个心房。机械循环支持设备(MCSD)也是心脏辅助泵。相比于VAD，MCSD通常安装在脉管系统中。相比于VAD，MCSD通常不附接至患病的自体心脏的任何部位。通常，MCSD被设计成用于与VAD相比不那么具有侵入性的植入过程。

永久性MCSD是可以在短时间段内或在长时间段内使用的设备。由于永久性MCSD的设计，永久性MCSD具有这样的一些部件：这些部件构造成一旦安装在人体中则保留在患者体内，即使之后将MCSD的一些其他部分移除了也是如此。在一些实施方式中，在其他部件移除后，笼状件或支承结构保留在体内。在一些实施方式中，在其他部件移除后，马达或电源保留在体内。在一些实施方式中，一个或更多个部件永久地联接至患者体内的结构。

临时性MCSD可以特别地构造成用于短期使用，其意图在于在临时使用后将设备的所有部件从患者体内完全移除。因此，在某些实施方式中，临时性MCSD的关键特征在于，在使用之后，该设备的任何部分都不会保留在患者体内。在一些实施方式中，临时性MCSD构造成作为单元被移除。在一些实施方式中，临时性MCSD的两个或更多个部件构造成分开地或独立地被移除。在某些使用方法中，临时性MCSD在单次手术过程中被移除。在某些使用方法中，临时性MCSD可以构造成经由股动脉移除。在某些使用方法中，临时性MCSD可以构造成为经皮移除。在某些使用方法中，临时性MCSD可以构造成利用微创手术移除。

适用于至少III级CHF(INTERMACS的5级、6级、7级)的一些设备可以设计成具有涡轮机的转子以及为了植入、定期移除和再植入而设计的电动马达。在一些使用方法中，设备可以构造成经由股动脉定期移除。在一些使用方法中，设备可以构造成经皮定期移除。在一些使用方法中，设备可以构造成利用微创手术定期移除。在一些使用方法中，设备可以构造成经由股动脉再植入。在一些使用方法中，设备可以构造成经皮再植入。在一些使用方法中，设备可以构造成利用微创手术再植入。在某些使用方法中，设备可以经由相同类型的过程而植入和再植入。在某些使用方法中，设备可以经由不同类型的过程而植入和再植入。作为示例，设备可以构造成经由主动脉中的股动脉而植入、定期移除和再植入。

如本文中所描述，设备可以是永久性MCSD，使得一个或更多个部件永久地安装。在一些实施方式中，马达的定子可以被永久地安装。在某些使用方法中，马达的定子可以绕主动脉并在主动脉外部永久地安装，从而围绕转子的位置。在一些使用方法中，定子可以构造成绕血管的外周定位。在一些使用方法中，定子可以构造成绕患者的另一结构定位。定子可以包括铰链或其他机械特征，以允许定子绕其定位。定子可以包括锚固结构以永久地附接至患者。如本文中所描述，定子可以包括绕定子的圆周定位的一个或更多个电磁体。定子构造成绕螺旋桨或叶轮的叶片同心地定位，以电磁地驱动至少一个磁性叶片的旋转。

然而，其他部件可以在使用后移除或在使用期间中途移除。作为一个示例，涡轮机和/或电动马达的转子可以设计成被移除。在一些实施方式中，一些设备的所有部件构造成永久地安装。

具有上面的流量和压力上升规格的某些设备可以构造成用于短期使用。在一些实施方式中，设备构造成使用几个小时，例如使用约为、至少约为或不多于约为1小时、2小时、4小时、8小时、12小时、16小时、20小时、24小时或使用几天，例如1天、2天、3天、4天、5天、6天、7天或包括前述值中的任意两个值的任何范围。在一些实施方式中，设备构造成使用少于一周、少于5天、少于3天、少于1天、少于12小时、多于1小时，多于4小时、多于12小时、多于1天、多于3天、多于5天或前述值的任何范围。在一些实施方式中，设备构造成使用介于几个小时与最多约5天之间的时间。设备可以构造成用于植入人体以及然后从人体完全移除所有部件。设备可以构造成解决急性心源性休克(CGS)。设备可以构造成解决经皮冠状动脉介入治疗(PCI)。设备可以构造成解决急性代偿性心力衰竭(ADHF)。设备可以构造成解决心脏肾综合征(CRS)。设备可以构造成在CHF的早期阶段中为自体心脏提供暂时的缓解。可以设想设备的其他用途。

一些实施方式包括构造成用于植入的可经皮可植入的临时性MCSD。在一些使用方法中，设备可以构造成用于经由股动脉而植入在主动脉中。在一些使用方法中，设备可以构造成用于经皮植入在主动脉中。在一些使用方法中，设备可以构造成用于利用微创手术而植入在主动脉中。设备可能适用于介于几个小时至约五天的范围内的短期临时使用。使用结束时，设备的所有部件都从患者体内移除。

在一些实施方式中，设备可以包括轴向式叶轮和/或离心叶轮。一些设备可以构造成在经皮冠状动脉介入治疗(PCI)期间为在急性心脏病发作后血流动力学不稳定的患者提供支持、构造成用于急性失代偿性心力衰竭(ADHF)、用于心肾综合征(CRS)患者和急性心源性休克(ACS)以及早期NYHAII级CHF(在INTERMACS 7级之前)及更严重的情况。一些设备可以构造成用于用于串联地植入在主动脉中。

一些设备可以是本文中所描述的临时性MCSD。设备可以提供本文中所描述的任何流量和压力上升。然而，一些设备可以构造成用于通常介于几个小时与多达约5天之间的范围内的短期使用。临时性设备的所有部件都可以构造成在短期使用后移除。例如，在一些实施方式中，没有部件被构造成永久地附接至患者的身体。与一些能够永久性植入的设备不同，临时性MCSD可以构造成用于植入以及然后从人体完全移除所有部件。以此方式，临时性设备可以构造成解决PCI、ADHF、CRS、ACS以及在CHF的早期阶段对自体心脏的临时缓解。

由发明人进行的临床实践表明，在经皮冠状动脉介入治疗(PCI)期间，具有如本文中其他地方所公开的规格的设备可以有效地用作其他经皮系统的替代物。由发明人进行的临床实践还表明，该设备的植入位置(例如，在降主动脉中的植入位置)由于增加了对肾脏的灌注而还可以提供附加的但实质性的治疗优势。可以设想其他临床优势。

设备的一些图例包括在图60A至图72中。在一些实施方式中，被描述为与临时性设备有关的特征可以被结合到可永久性植入的设备中，并且被描述为与能够永久性植入的设备有关的特征可以被结合到临时性设备中。临时性设备可以包括本文中所描述的任何设备的任何特征。永久性设备可以包括本文中所描述的任何设备的任何特征。

在一些实施方式中，设备可以包括沿相反方向旋转例如相对于彼此反向旋转的两个或更多个可折叠的叶轮或螺旋桨。在一些实施方式中，反向旋转的叶片以相等且相反的rpm旋转。在一些实施方式中，反向旋转的叶片以不相等的rpm旋转。叶轮和周围支承物经由导管而在位于肾脏上游的主动脉中处于折叠位置。在一些使用方法中，这可以发生在降主动脉中或者在主动脉中的更上游处、直到主动脉瓣的任何地方。一旦将导管移除，叶片和周围支承物弹开到展开位置。在某些使用方法中，临时性设备可以经由相反的过程通过将临时性设备折叠并将临时性设备捕获到导管中而被移除。

一些设备可以连接至马达，该马达可以具有该马达自身的内部减速齿轮箱。马达可以在体内一体地连接至设备，或者可以在体内经由短的弯曲轴连接至设备。在一些实施方式中，电力将经由电缆而输送至马达。在一些实施方式中，实现反向旋转的叶轮和齿轮箱被体内安置在降主动脉中，并且所述叶轮和齿轮箱经由挠性驱动轴连接至体外式马达或齿轮马达。反向旋转的叶片部分地基于相关联的齿轮箱可以具有不相等的rpm或相等的rpm。电动马达可以与自身一体地结合有第一次降低马达的rpm的周转齿轮箱，例如，齿轮马达，然后，附加的齿轮箱在叶轮之前第二次降低马达的rpm。在一些实施方式中，两个叶轮沿相反方向的旋转经由齿轮箱而实现。该齿轮箱可以位于叶轮的正上游、位于叶轮的正下游或位于叶轮之间。齿轮箱接收来自一个轴的输入动力和旋转并且经由一个或更多个两个反向旋转轴向两个叶轮提供输出。

可以经由均由一个中心轴驱动的太阳齿轮向齿轮箱进行输入。例如，下游叶轮可以由下游周转齿轮箱的行星架驱动(齿圈被固定)，并且上游叶轮可以由上游周转齿轮箱的齿圈驱动(行星架被固定至鼻部锥体并且经由支柱被固定至固定式马达壳体)以实现反向旋转。可以通过齿轮箱的内部部件的直径来调节传动比，以实现精确的反向旋转，即，两个转子的rpm相等且相反。替代性地，内部齿轮部件的直径可以用于使下游转子的rpm高于上游转子的rpm或者使下游转子的rpm低于上游转子的rpm，以适应不同叶轮rpm下的反向旋转，例如是为了最佳的流动动力学或出于平衡原因。

图60A至图60G示意性地图示了构造成用于安装在血管的管腔中的MCS设备500的示例。MCS设备500可以是可永久植入或可临时植入的设备。在一些实施方式中，MCS 500可以包括一个或更多个转子510。转子510可以具有本文中所描述的转子的任何构型。在一些实施方式中，转子510可以被设计成与定子一起操作。转子510可以包括一个、两个或更多个螺旋桨511。螺旋桨511可以具有本文中所描述的螺旋桨的任何构型。螺旋桨511可以包括构造成将力传递给流过脉管系统的血液的一个或更多个径向延伸的叶片520。叶片520可以具有本文中所描述的叶片的任何构型。在一些实施方式中，MCS 500可以包括一个或更多个本文中所描述的叶轮200。叶轮200可以具有本文中所描述的叶轮的任何构型。

图60A和图60B图示了具有两个转子510的MCS设备500的示例。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括任意数目的转子，例如一个转子、两个转子、三个转子等。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括多于一个的转子510。在一些实施方式中，每个转子510可以包括构造成独立于其他转子的螺旋桨旋转的螺旋桨511。在一些实施方式中，每个转子510可以包括构造成与另一转子的螺旋桨同时旋转的螺旋桨511。

每个螺旋桨511包括多个叶片。在所图示的示例中，每个螺旋桨511可以包括四个叶片520。螺旋桨511可以具有两对沿直径相对的叶片520。所述四个叶片520可以周向间隔、例如以大约90度间隔开。所述四个叶片520可以非均匀地间隔开。在所图示的示例中，每个螺旋桨511包括一排叶片。在一些实施方式中，螺旋桨511可以包括两排或更多排叶片。

螺旋桨511可以由一个或更多个径向延伸的叶片520组成。在一些实施方式中，叶片520可以在MCS设备500的给定轴向位置处对准。在一些实施方式中，叶片520可以沿着MCS设备500的轴线轴向间隔。在一些实施方式中，一个或更多个转子510可以包括多于一个的螺旋桨511。在一些实施方式中，一个或更多个转子510可以包括多于一排的叶片520。在一些实施方式中，同一转子510的螺旋桨511可以构造成同时旋转。螺旋桨511可以对流过安装有MCS设备500的脉管系统的血液赋予速度。所述一个或更多个转子510可以沿着血管的轴向尺寸对准。轴向尺寸可以平行于血管内的血液流动的整体方向(上游至下游)延伸并且限定MCS设备500的中心轴线。所述一个或更多个转子510的旋转轴线可以大致沿着MCS设备500的中心轴线对准。转子510中的每个转子的旋转轴线可以对准，使得这些转子是同轴的。

在一些实施方式中，可以在叶片中使用磁性元件。在一些实施方式中，整个叶片可以是磁性的。在一些实施方式中，叶片可以由位于叶片的外部的线圈驱动。例如，线圈可以位于血管或主动脉的外部以便永久性植入。例如，线圈可以位于血管的内部、例如位于支承结构中。由于轴向叶片小于盘旋叶片，因此大部分的叶片(例如，叶片的大部分)可以是磁体。

在一些实施方式中，叶片可以由形状记忆材料制成。叶片的材料可以实现折叠到毂中或抵靠毂折叠以便植入和/或移除。在一些实施方式中，MCS设备的部件必须能够承载施加在这些部件上的流体力和磁力。如果叶片太易弯，则叶片将无法承载流体力。例如，如果叶片可以扭曲成变为轴向的、离心的或盘旋形的，则叶片可能无法承载产生混合的轴向流动特性和离心流动特性所必需的流体力或磁力，其中，离心流动特性将是纯损失。

在一些实施方式中，叶片的最佳数目可以是每个旋转叶片排有2个、3个、4个、5个或6个叶片。在一些实施方式中，螺旋桨或叶轮在单个叶片排中具有1个叶片、在单个叶片排中具有2个叶片、在单个叶片排中具有3个叶片、在单个叶片排中具有4个叶片、在单个叶片排中具有5个叶片、在单个叶片排中具有6个叶片，螺旋桨或叶轮具有一个排、两个排或三个排或前述构型的任意组合。在一些实施方式中，转子可以包括1个、2个、3个、4个、5个或6个叶片排。每个叶片排可以由同一转子旋转。

在一些实施方式中，相对于毂方向的最佳交错角可以介于大约40度至90度之间。在一些实施方式中，最佳交错角介于40度至50度之间、介于50度至60度之间、介于60度至70度之间、介于70度至80度之间、介于80度至90度之间、介于40度至60度之间、介于50度至70度之间、介于60度至80度之间、介于70度至90度之间、介于40度至70度之间、介于50度至80度之间、介于60度至90度之间或者介于包括前述值中的任何两个值的任何范围之间。在一些实施方式中，MCS设备可以包括优化数目的叶片。在一些实施方式中，MCS设备可以包括叶片的优化的交错角。

MCS设备可以包括轴向螺旋桨型叶片，如本文中其他地方所描述的。轴向螺旋桨型叶片通常不同于盘旋螺旋件，因为轴向螺旋桨型叶片包括不同的涡轮机几何形状。在某些情况下，盘旋式设备的切割方位角段并不会产生像包括轴向螺旋桨型叶片的涡轮机那样的高效的3D轴向涡轮机。

MCS设备500可以包括用于将涡轮机械锚固在主动脉或血管内的锚固机构600。锚固机构600可以是构造成围绕涡轮机械并构造成允许血流穿过的笼状件、周向带或其他支承结构。在一些实施方式中，笼状结构可以包括与一个或更多个转子510的旋转轴线大致对准的上游点和下游点。锚固机构600可以构造成通过在锚固机构600与血管接触的点处施加在血管壁上的压力而将MCS设备500在血管内保持就位。锚固机构600可以是可扩张的，如本文中其他地方所描述的。

对于临时性设备，锚固机构600可以被设计成将设备临时锚固在主动脉或血管内。锚固机构600可以是防损伤的，以搁置抵靠血管壁。对于永久性设备，锚固机构600可以被设计成永久地接合患者的组织。锚固机构600可以采取各种形式以实现期望的固定水平。

图60A图示了收缩构型。图60B图示了扩张构型。MCS设备500可以具有收缩构型与扩张构型之间的一个或更多个中间构型。在收缩构型中，一个、两个或更多个叶片构造成收缩至小轮廓(low profile)构型。在扩张构型中，一个或更多个叶片侧向向外移动。在一些实施方式中，MCS设备可以以收缩状态被植入并经由主动脉瓣而部署在降主动脉、升主动脉或左心室的内部。

图60C和图60D图示了位于血管150内的MCS设备500。图60C和图60D示意性地图示了MCS设备500的手术安装。在图60C中，锚固机构600被移除，从而示出了转子。

图60E图示了具有两个转子510的MCS设备500的立体图。每个转子510包括具有三个叶片520的螺旋桨511。所述三个叶片520可以周向间隔、例如以大约120度间隔开。在一些实施方式中，一个或更多个螺旋桨511包括单个叶片。在一些实施方式中，一个或更多个螺旋桨511包括两个叶片。所述两个叶片520可以周向间隔、例如以大约180度间隔开或以非均匀的间隔间隔开。在一些实施方式中，两个或更多个螺旋桨511具有相同数目的叶片。在一些实施方式中，所述两个或更多个螺旋桨511具有相同的叶片构型、比如具有叶片之间的相同间隔。在一些实施方式中，所述两个或更多个螺旋桨511具有不同数目的叶片。在一些实施方式中，所述两个或更多个螺旋桨511具有叶片的不同构型、比如具有叶片之间的不同间隔。

在一些实施方式中，锚固机构600可以具有桶状构型，如图60E中所示。在一些实施方式中，锚固机构600可以被设计为使与血管壁的接触最小化。在一些实施方式中，锚固机构600是与血管壁的接触点或多个接触点。在一些实施方式中，锚固机构600可以用作转子的对中机构。

图60F图示了包括一对反向旋转的螺旋桨512、514的反向转子式设备的示例。在一些实施方式中，第二螺旋桨514可以使切向速度分量的方向反向。在一些实施方式中，第二螺旋桨514可以增加血流的轴向速度分量，使得血液的轴向速度随着血液流过MCS设备500而持续增加。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括反向旋转的叶片。反向旋转的叶片对于使溶血最小化可以是非常有益的。与没有反向旋转叶片的设备相比，反向旋转叶片能够以更低的rpm有效操作。MCS设备500可以包括任何数目的螺旋桨、包括任何数目的反向旋转的螺旋桨。MCS设备500可以包括任何布置结构的螺旋桨、包括任何布置结构的反向旋转的螺旋桨。在所图示的实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514轴向对准。在所图示的实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514具有相同数目的叶片。在所图示的实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514具有绕圆周等距间隔的叶片。

在一些实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514内的两个螺旋桨的角速度的大小可以相等。具有相等角速度大小的反向旋转的螺旋桨512、514可以产生包括小的切向速度分量的输出速度矢量，该小的切向速度分量比如是复现主动脉中的自体盘旋的血流所必需的切向速度分量。在一些实施方式中，一对反向旋转的螺旋桨512、514内的两个螺旋桨的角速度的大小可以不相等。

在MCS设备500的输出处的最终速度矢量可以由叶片几何形状调制。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以选择成具有期望的流动特性。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于叶片的尺寸选择。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于叶片的倾斜选择。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于螺旋桨的叶片的总数目选择。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的旋转方向来选择。

螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于MCS设备500中的两个或更多个螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514之间的期望距离选择。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于螺旋桨在MCS设备500中沿轴向方向的顺序来选择。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于螺旋桨的期望数目选择，以实现血流特性。螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的叶片可以基于螺旋桨511和/或反向旋转的螺旋桨512、514的期望角速度选择，以实现血流特性。

在一些实施方式中，螺旋桨511、反向旋转的螺旋桨512、514、叶轮或反向旋转的叶轮可以具有占据可用血管直径的大部分的直径。该构型可以具有优点。所述一个或更多个螺旋桨或叶轮的RPM可以针对压力上升和流量规格而最小化，从而将血液创伤降至最低。在一些实施方式中，螺旋桨511、反向旋转的螺旋桨512、514、叶轮或反向旋转的叶轮可以具有比可用血管直径小的直径。在一些实施方式中，一个或更多个支承结构具有填充可用血管直径的一部分的直径。

在一些实施方式中，螺旋桨511、反向旋转的螺旋桨512、514、叶轮或反向旋转的叶轮联接至马达。马达可以具有本文中所描述的马达的任何特征。MCS设备500可以包括用以容纳或容置马达的任何结构或毂。在一些实施方式中，一个或更多个反向旋转的马达可以位于螺旋桨或叶轮的毂中。MCS设备500可以包括用以将电力输送至马达的任何结构。MCS设备500可以包括用以将控制信号输送至马达的任何结构。在一些实施方式中，设置有一个或更多个基于导管的管道，以便承载用于电力输送和控制信号的导体。

图60G图示了具有预旋流器540和去旋流器542的单个转子的示例。MCS设备500可以包括一个或更多个预旋流器。MCS设备500可以包括一个或更多个去旋流器。预旋流器和去旋流器可以包括3D构象(conformation)。叶片可以包括复杂的3D构型。预旋流器的这种构型可以在血液进入到螺旋桨中之前为血液赋予期望的流动特性。去旋流器的这种构型可以在血液与螺旋桨接合之后为血液赋予期望的流动特性。

预旋流器和去旋流器相比于简单的2D支柱可以提供改进的流体动力学特性。例如，2D支柱可能无法赋予期望的流动特性。在一些实施方式中，将预旋流器和/或去旋流器与在形状上为2D的支柱进行比较。这些2D支柱可以从管挤出。这些2D支柱可能具有较差的流动特性。相比之下，3D预旋流机叶和去旋流机叶构造成具有从毂至梢部的机叶角度变化。这种构型可以为血液赋予更好的流动特性。在一些实施方式中，3D预旋流机叶和去旋流机叶不是平面的。在一些实施方式中，3D预旋流机叶和去旋流机叶在三个平面中延伸。在一些实施方式中，3D预旋流机叶和去旋流机叶在厚度尺寸上沿多个方向矢量延伸。在一些实施方式中，3D预旋流机叶和去旋流机叶具有纵向扭曲。在一些实施方式中，3D预旋流机叶和去旋流机叶具有纵向曲率。

类似于叶片，预旋流器和去旋流器可以具有压缩(compressed)构型和扩张构型。预旋流器和去旋流器能够抵靠于MCS设备500的毂或其他结构折叠。在一些实施方式中，预旋流器和去旋流器能够从设备的其余部分移除。在一些实施方式中，预旋流器和去旋流器可以永久地联接至设备。

图61A至图61C图示了用于将涡轮机械锚固在血管内的锚固机构600。图61A图示了具有瘪缩的球囊的折叠的设备500。图60B和图60C图示了具有膨胀的球囊的展开的设备500。锚固机构600可以包括构造成围绕涡轮机械并构造成允许血流穿过的球囊。球囊可以在血管或主动脉内选择性地膨胀。在一些实施方式中，球囊填充血管的直径的一部分。在一些实施方式中，球囊被设计成搁置抵靠血管并且作为与血管的接触点。锚固机构600还可以包括一个或更多个支柱。支柱可以搁置抵靠球囊的内径。支柱可以使涡轮机械在球囊的管腔内对中。

在一些实施方式中，球囊可以具有如图61C中所示的管状构型。在一些实施方式中，球囊可以包括与一个或更多个转子510的旋转轴线大幅偏移的上游周缘和下游周缘。球囊可以构造成通过在球囊与血管接触的侧表面处施加于血管上的压力而将MCS设备500在血管内保持就位。球囊可以是可扩张的、比如能够通过膨胀介质而扩张。在某些使用方法中，球囊在处于血管或主动脉内时膨胀。膨胀介质可以通过一个或更多个管道而被输送至球囊。膨胀介质可以是生物相容性材料比如生理盐水。在一些实施方式中，膨胀介质是气体。在一些实施方式中，膨胀介质是液体。在一些实施方式中，膨胀介质是固体、固体形成材料或可固化的材料。球囊能够通过对液体比如血液的吸收而膨胀。在一些实施方式中，球囊是液体可渗透的，从而允许球囊扩张。在一些实施方式中，球囊可以是瘪缩的。在一些实施方式中，球囊构造成为患者体内的永久性结构。

图62A至图62B图示了体内式马达。MCS设备500可以包括联接至一个或更多个转子510以向所述一个或更多个转子510提供旋转力的一个或更多个马达700。在包括多于一个的转子510的实施方式中，转子510中的一些或所有转子可以被不同的马达驱动。图62B图示了背对背定位的多个、例如两个体内式马达700。每个体内式马达700为独立的转子提供旋转力。所述两个体内式马达700定位在密封囊状件550内，以防止血液进入到马达700中。图62A图示了具有密封囊状件的经组装的设备。对于TAD，马达可以通过设备的移除而容易地移除。

图62C图示了磁性联接器552。磁性联接器被图示为位于转子510与马达700之间。转子是螺旋桨的毂，并且转子提供了用于联接至马达的位置。联接器可以是用以将来自马达的旋转运动传递至转子的任何机械联接器。在一些实施方式中，转子和/或螺旋桨可以通过任何磁性装置联接至马达。在所图示的实施方式中，在转子和马达上设置有磁体。在一些实施方式中，转子和/或螺旋桨可以直接通过马达定子而旋转并且可以被称为马达700的一部分。例如，由马达的电磁定子驱动的磁体可以联接至一个或多个转子510或者安装在一个或多个转子510内。可以设想联接器的其他构型。在一些实施方式中，涡轮机与马达的联接可以经由轴来实现。在一些实施方式中，涡轮机与马达的联接可以经由磁性联接器来实现。

在一些实施方式中，在设置有多个马达的情况下，在马达之间设置有一个或更多个联接器。马达之间的联接可以经由磁联接器、连接件和/或轴承进行。在一些实施方式中，位于MCS设备的近端端部和远端端部处的轴承可以是流体动压的。在一些实施方式中，位于MCS设备的近端端部和远端端部处的轴承可以是磁性的。在一些实施方式中，位于MCS设备的近端端部和远端端部处的轴承可以使用循环血液进行自润滑。

图62D图示了马达的另一实施方式。可以使用一个或更多个周转齿轮554(也称为行星齿轮)来实现两个转子之间的反向旋转。可以设想马达的其他构型。

图62E图示了润滑通道556。在一些实施方式中，可以通过导管提供润滑流体以润滑传动系。例如，润滑流体可以通过导管中的小通道而被运输至转子510的近端轴承并通过包括传动系的线路返回。在一些实施方式中，转子510的远端轴承可以通过血流润滑。

图63A至图63C图示了定位在血管150内的MCS设备500。MCS设备500可以以小轮廓构型插入，直到MCS设备500到达目标血管为止。MCS设备500可以展开或部署，以使一个或更多个叶片520扩张。在包括体内式马达的实施方式中，马达或多个马达可以定位在血管的管腔内(血管内)。

图64A图示了用于插入的铰接式套筒560。该铰接式套筒可以允许MCS设备500在MCS设备500行进至目标血管时弯曲。图64B图示了位于铰接式套筒560内的尾对尾式马达700。马达700可以以尾对尾的方式定位，以在套筒的每个端部处操作转子。图64C图示了位于铰接式套筒内的头对尾式马达700。马达700可以以任何构型定位在铰接套筒或其他囊状件内。马达可以通过设备的移除而容易地移除。

图65A至图65B图示了叶片以伞状方式打开。图65A图示了在较小主动脉中部分地打开。叶片与MCS设备500的纵向轴线形成约135度的角度。图65B图示了在较大主动脉中完全打开。叶片与MCS设备500的纵向轴线形成90度的角度。图65A中螺旋桨的梢部直径小于图65B中螺旋桨的梢部直径。MCS设备可以构造成无论主动脉的尺寸如何都在叶片梢部与锚固机构之间保持大致恒定的间隙尺寸。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括设计成以伞状方式打开的叶轮。

在一些实施方式中，MCS设备500可以包括一个或更多个可折叠螺旋桨和/或叶轮。可折叠叶轮可以以收缩的方式插入抵靠设备的毂，然后可折叠叶轮以伞状的方式在期望的主动脉位置处打开至不同程度。叶轮或螺旋桨的梢部直径因伞状的打开量而变化。螺旋桨或叶轮可以被封围在笼状件或其他锚固机构600内。螺旋桨或叶轮可以部分地打开至可变的伞状开口，从而得到可变的梢部直径。伞状设计可以将涡轮机梢部至笼状件的间隙保持在如本文中所描述的最佳水平。MCS设备500可以包括构造成维持叶片梢部与锚固机构之间的基本恒定的间隙尺寸的可调节的操作叶轮或螺旋桨直径。MCS设备500可以包括构造成维持叶片梢部与血管壁之间的基本恒定的间隙尺寸的可调节的操作叶轮或螺旋桨直径。在一些实施方式中，MCS设备500具有可变的叶轮直径，以维持与单一尺寸叶轮的期望的间隙。

在一些实施方式中，MCS设备500的叶轮或螺旋桨可以旨在完全打开或完全闭合。MCS设备500的叶轮或螺旋桨在打开位置时具有固定的梢部直径。该实施方式可以是上面描述的伞状开口的替代方案。直径固定的螺旋桨或叶轮的直径可以设定为例如大约10mm、12mm、14mm、16mm、18mm、20mm、22mm、24mm、26mm、28mm、30mm、32mm、介于10mm至20mm之间、20mm至30mm之间、小于30mm、小于22mm、小于20mm、小于18mm、大于10mm、大于14mm、大于16mm或包含前述值中的两个值的任何范围。

在一些实施方式中，叶片无论被设计成部分打开还是完全打开都可以以收缩状态插入。叶片可以被装载到一个或更多个套筒中以便运输。叶片可以是弹簧加载的并且准备在套筒移除时扩张。一旦如本文中所描述的那样扩张至完全程度或部分程度，旋转的离心作用就会将叶片保持在打开构型。在部分打开的情况下，叶片可以被锁定就位。在一些实施方式中，叶片被从毂的一侧被锁定。

MCS设备可以包括梢部-直径尺寸。主动脉在植入位置处的内径因患者而异，例如介于大约20mm至32mm之间。这种不同的尺寸可能会带来一系列问题，因为通常期望限制螺旋桨或叶轮梢部与周围设备或血管结构之间的间隙。使液压效率与溶血之间的要求达到平衡的最佳间隙可以介于大约0.2mm至2mm之间，例如该最佳间隙为0.2mm、0.3mm、0.4mm、0.5mm、0.6mm、0.7mm、0.8mm、0.9mm、1mm、1.1mm、1.2mm、1.3mm、1.4mm、1.5mm、1.6mm、1.7mm、1.8mm、2mm或包括前述值中的两个值的任何范围。例如，在一些实施方式中，优选间隙尺寸或标称间隙尺寸可以是大约0.5mm。较大的间隙可能导致从设备出口向设备入口的回流流，并因此降低液压效率及增加混合和溶血。然而，提供具有固定的大直径以减小间隙的设备可能会使该设备不适合(太大)被容纳在特定患者的解剖结构中。在一些实施方式中，提供了定制的设备。在一些实施方式中，提供了尺寸可调的设备。在一些实施方式中，MCS设备使用可调节性来适应尺寸可变的血管。在一些实施方式中，MCS设备在设备尺寸的从较小直径至较大直径的潜在矩阵中都是可用的。在一些实施方式中，具有从较小直径至较大直径的设备尺寸范围中选择设备以适应每种情况下的期望间隙的能力。在一些实施方式中，MCS设备能够在完全打开位置时以各种直径尺寸使用，以适应不同的主动脉尺寸。

在一些实施方式中，螺旋桨或叶轮可以被设计成与可扩张构件例如球囊结合操作。图61A至图61C提供了示例球囊。MCS设备可以包括筒形套筒形状的球囊。球囊可以包括敞开的中央部，以沿着该球囊的轴线容纳打开(未折叠)的螺旋桨或叶轮。球囊可以用于调节叶片梢部与球囊之间的间隙的大小。球囊的内径可以经由膨胀的水平而变化，以调节出期望的间隙尺寸并使螺旋桨或叶轮叶片和球囊容纳在血管中。

在一些实施方式中，球囊可以用作MCS设备的锚固机构。在一些实施方式中，球囊可以联接至笼状件或支柱的外径。在一些实施方式中，球囊可以联接至笼状件或支柱的内径。在一些实施方式中，可以使用两个球囊，一个球囊联接至笼状件或支柱的每一侧(内侧、外侧)。MCS设备可以包括具有固定的操作直径的叶轮或螺旋桨，如本文中所描述。具有固定的操作直径的叶轮或螺旋桨可以被球囊围绕，该球囊能够膨胀至各种尺寸，使得螺旋桨或叶轮梢部与球囊的内径之间的间隙是可调节的。在一些实施方式中，球囊的内径是可调节的，比如涡轮机械所通过的中央内腔是可调节的。在一些实施方式中，球囊的外径可以是可调节的。该外径可以有利地调节成抵靠血管的壁。

通过利用具有敞开的中央部的筒形套筒型球囊来在该球囊的轴线上容纳打开的螺旋桨或叶轮，球囊内径可以变化以调节出期望的间隙尺寸。通过利用筒形套筒型球囊，球囊外径可以变化以使叶轮和球囊配装到血管中。在一些实施方式中，MCS设备可以具有可变的叶轮梢部直径和可变的球囊膨胀，以在将梢部至球囊的间隙保持在使溶血与梢部泄漏达到平衡的最佳水平的同时适应血管直径。在一些实施方式中，MCS设备可以具有一些叶轮尺寸的设备和可变的球囊膨胀，以适应不同的血管直径中的期望间隙。

在一些实施方式中，球囊可以包括构造成轴向延伸超过一个或更多个螺旋桨或叶轮的轴向长度。在一些实施方式中，球囊可以包括构造成向远端延伸超过一个或更多个螺旋桨或叶轮的轴向长度。在一些实施方式中，球囊可以包括构造成向近端延伸超过一个或更多个螺旋桨或叶轮的轴向长度。在一些实施方式中，球囊可以包括构造成向近端以及向远端延伸超过一个或更多个螺旋桨或叶轮的轴向长度。延长球囊的长度可以优化通过MCS设备的血流。这种增加的轴向长度可以具有许多优点，包括减少溶血、防止回流、优化流体动力学特性和/或避免涡旋。

球囊可以是如本文中所图示的大体筒形的管状结构。在一些实施方式中，球囊是球形的。在一些实施方式中，球囊是锥形的。在一些实施方式中，球囊包括两个或更多个球囊。在一些实施方式中，球囊包括两个或更多个轴向球囊。在一些实施方式中，球囊包括两个或更多个周向球囊。在一些实施方式中，球囊包括两个或更多个周向凸角。例如，球囊可以包括具有四个凸角的四叶草形设计。可以设想其他构型。

球囊可以包括构造成接触血管的一个或更多个表面。球囊可以包括一个或更多个倒圆边缘。球囊可以包括成形的入口和/或出口区域。例如，入口和/或出口区域可以成形为位于螺旋桨或叶轮结构上方和/或下方的平滑形状的回转体。入口和/或出口区域可以被设计为使流入螺旋桨/叶轮的流以及流出螺旋桨或叶轮的流平滑。入口和/或出口区域可以以使再循环流动模式、死流(dead-flow)区域最小化和/或使损失最小化的方式设计。入口和/或出口区域可以利用类似于飞机入口和扩散器的优化技术来成形。在一些实施方式中，MCS设备可以包括成形的球囊入口和/或出口。

MCS设备可以包括笼状件或锚固机构600。笼状件或锚固机构600可以在具有球囊或不具有球囊的实施方式中部署。笼状件或锚固机构600可以在具有一个或更多个转子/螺旋桨的实施方式中部署。笼状件或锚固机构600可以在具有一个或更多个反向旋转的转子/螺旋桨的实施方式中部署。在一些实施方式中，形成笼状件或锚固机构600的周缘支柱的结构可以成形为向3D叶片打开，从而将流引导到期望的方向上。例如，支柱可以形成在轴向和周向方向上从近端端部延伸至远端端部的叶片。叶片可以在近端至远端方向上径向向内延伸。叶片可以在近端至远端方向上径向向外延伸。叶片在其沿着近端至远端方向延伸时可以具有均匀的厚度。叶片在其沿着近端至远端方向延伸时可以具有可变的厚度。叶片可以具有与本文中所描述的预旋流器叶片和/或去旋流器叶片相同或类似的特征。

MCS设备可以包括一个或更多个线圈。线圈可以附加于球囊使用或作为球囊的替代物使用。在一些实施方式中，线圈可以用于在MCS设备的入口和/或出口处形成漏斗(3D回转体)。在一些实施方式中，线圈可以为球囊提供强度。在一些实施方式中，线圈可以改善流动特性。在一些实施方式中，线圈可以设置在入口、出口或入口和出口两者处。在一些实施方式中，线圈可以用作预旋流器和/或去旋流器。在一些实施方式中，线圈可以适应血管直径与梢部直径和笼状件直径的差。在一些实施方式中，线圈可以扩张和解开以及被压缩和拉伸以改变形状。在一些实施方式中，线圈可以形成叶片梢部与线圈之间的期望间隙。

图66A至图66D图示了形成笼状件或锚固机构600的周缘支柱的示例。在一些实施方式中，MCS设备的叶轮或螺旋桨可以旨在完全打开并且在打开位置时具有固定的梢部直径。在一些实施方式中，MCS设备的叶轮或螺旋桨可以旨在以伞状方式打开。图66A图示了收缩构型的实施方式。螺旋桨的叶片抵靠设备的毂。锚固机构600沿着设备的毂向远端延伸。锚固机构600可以包括使锚固机构600能够折叠的一个或更多个铰链或其他机械结构。图66B图示了图66A的实施方式的扩张构型的实施方式。螺旋桨的叶片从转子侧向延伸。锚固机构600也侧向延伸。MCS设备500的螺旋桨在打开位置时可以具有介于叶片梢部与锚固机构600的支柱之间的固定的梢部直径。在所图示的实施方式中，锚固机构600的每个支柱侧向延伸开、然后向远端延伸、然后朝向设备侧向延伸。支柱在展开时形成了两个90度的角度或类似角度。可以设想其他构型。图66A至图66B图示了具有折叠式笼状支承件的体内式马达。

图66C图示了收缩构型的实施方式。螺旋桨的叶片处于小轮廓的、插入和/或移除构型。图66D图示了图66C的实施方式的扩张构型的实施方式。螺旋桨的叶片和锚固机构600侧向延伸。MCS设备500的螺旋桨在打开位置时可以具有介于叶片梢部与锚固机构600的支柱之间的固定的梢部直径。MCS设备500的螺旋桨在打开位置时可以具有介于叶片梢部与锚固机构600的支柱之间的可变的梢部直径。在所图示的实施方式中，锚固机构600的每个支柱沿近端-远端方向弯曲或形成弧形。可以设想其他构型。图66C至图66D图示了具有较粗驱动轴的体外式马达。图66A至图66D图示了部署在血管中的MCS设备。图66A至图66D图示了均位于血管中的具有折叠式笼状支承件的体内式马达以及体外式马达(较粗驱动轴)。

在一些实施方式中，MCS设备可以包括预旋流器静机叶和/或去旋流器静机叶。预旋流器静机叶和/或去旋流器静机叶也可以用作涡轮机的毂的支承结构。在一些实施方式中，预旋流器静机叶和/或去旋流器静机叶可以围绕一个或更多个转子形成笼状件或锚固机构。在一些实施方式中，MCS设备可以包括呈叶片形状的支柱开口。该支柱可以用作预旋流器和/或去旋流器。用作预旋流器和/或去旋流器的支柱在扩张时可以具有3D构型。

在一些实施方式中，在预旋流器静机叶与去旋流器静机叶之间可以定位多于一个的叶轮或螺旋桨(例如，2个、3个、4个、5个或更多个叶轮或螺旋桨)。在一些实施方式中，一个叶轮或螺旋桨可以定位在预旋流器静机叶与去旋流器静机叶之间。在一些实施方式中，两个或更多个反向旋转的叶轮或螺旋桨可以定位在预旋流器静机叶与去旋流器静机叶之间。在一些实施方式中，静机叶可以仅用于预旋流器的功能。在一些实施方式中，静机叶可以仅用于去旋流器的功能。

无论利用一个转子还是一对反向旋转的转子，形成笼状件的周边支柱的结构可以成形为向3D叶片打开。3D叶片可以设计为将流引导到期望的方向。在一些实施方式中，MCS设备可以包括预旋流器支柱和/或去旋流器支柱，以优化流动角度和涡轮机械效率。3D叶片可以预成形为在扩张时具有期望的构型。3D叶片可以由形状记忆材料形成。

在一些实施方式中，笼状件或锚固机构600可以是实心的筒形物。笼状件或锚固机构600可以在近端端部和远端端部处包括一个或更多个支承环。笼或锚固机构600可以包括位于螺旋桨或叶轮梢部的轴向位置处的一个或更多个支承环。笼状件或锚固机构600可以包括位于支承环之间的轴向元件，轴向元件扩张以配装在血管的内部。轴向元件可以是3D叶片。笼状件或锚固机构600可以由扩张成所需形状的挠性材料制成。在一些实施方式中，MCS设备可以包括笼状件和/或支承结构。在一些实施方式中，MCS设备可以包括安装过程，该安装过程包括对笼状件或锚固机构600进行部署。

在某些使用方法中，笼状件或锚固机构600可以与叶轮设备或其他涡轮机械分开植入。在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600可以以类似于支架笼状件的方式植入。笼状件或锚固机构600可以包括球囊或其他占用空间的特征。在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600在插入涡轮机械之前扩张。笼状件或锚固机构600抵靠血管的壁扩张。在一些实施方式中，笼状件或锚固机构600可以包括用于插入涡轮机械的中央腔。在一些实施方式中，笼状件或锚固机构600被设计成确保笼状件或锚固机构600的中央腔以适当的间隙匹配螺旋桨或叶轮的直径。在一些实施方式中，该设计确保在螺旋桨或叶轮叶片的梢部与血管的壁之间没有过大的间隙。在一些实施方式中，该设计确保在支架管构型中于螺旋桨或叶轮叶片的梢部与锚固机构或笼状件的壁之间没有过大的间隙。

在一些实施方式中，MCS设备可以包括内部套筒或支架。套筒或支架可以成一个件或多个件。套筒或支架可以抵靠内部血管壁植入。套筒或支架可以植入成使得支承结构可以被附接成保持螺旋桨或叶轮的轴承和主轴。可以设想支承结构的其他构型。

在一些实施方式中，如果支架笼状件是独立输送的，则叶轮设备可以具有预旋流器和/或后旋流器。预旋流器和/或后旋流器可以是自扩张的。预旋流器和/或后旋流器可以是机械地扩张的盘。在一些实施方式中，预旋流器和/或后旋流器可以用于使螺旋桨或叶轮居中并防止与血管壁碰撞。在一些实施方式中，预旋流器和/或后旋流器能够在需要移除时收缩。可以使用包括3D预旋流器和/或去旋流器的不同开口来适应血管的可变直径。

在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600可以与叶轮设备或其他涡轮机械同时植入。在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600和叶片可以同时扩张。在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600和叶片可以独立地和/或顺序地扩张。在一些使用方法中，笼状件或锚固机构600和叶片可以扩张至不同程度。在一些实施方式中，该设计确保在螺旋桨或叶轮叶片的梢部与血管的壁和/或与锚固机构或笼状件的壁之间没有过大的间隙。

在一些实施方式中，MCS设备可以包括两个反向旋转的螺旋桨或叶轮。在一些实施方式中，这种构型会导致最大的液压效率。在一些实施方式中，这种构型会导致最小的转子RPM。在一些实施方式中，这种构型会导致最小的溶血。在一些实施方式中，MCS设备可以包括一对反向旋转的叶轮，从而使效率最大化并使溶血最小化。

图67A至图67C图示了包括两个反向旋转的螺旋桨的构型。图67A图示了实现反向旋转的锥齿轮箱。第一轴顺时针移动，而第二轴逆时针移动。还图示了支承齿轮。MCS设备如图67B中所示。锥齿轮箱的定位如图67C中所示。图67A至图67C图示了体内式马达、降低轴速度的第一齿轮箱、第一转子、实现相对于第一转子的反向旋转的锥齿轮箱、然后是第二转子。在图67A和图67C中图示了实现相对于第一转子的反向旋转的锥齿轮箱。

在一些实施方式中，动力可以通过微型电动马达(或多个微型电动马达)输送至叶片。马达、控制器和电源可以是体外的，如本文中其他地方所描述。马达可以是体外的，并且导管可以用作驱动轴。马达可以是体内的。马达可以位于涡轮机的毂中。处于安装和操作状态的导管可以是从身体外部向主动脉中的马达位置输送电力的电缆。马达可以在控制器和电源位于体外的情况下位于体内。

在一些实施方式中，在马达与旋转的叶轮或螺旋桨之间可能需要齿轮传动机构。齿轮传动机构可以紧邻马达定位。齿轮传动机构可以紧邻一个或更多个叶轮定位。齿轮传动机构可以是体内的或是体外的。在一些实施方式中，马达、齿轮传动机构以及螺旋桨/叶轮全部是体内的，并且仅电缆穿过转子。在一些实施方式中，马达、齿轮传动机构和螺旋桨/叶轮中的一者或更多者是体内的。在一些实施方式中，马达、齿轮传动机构和螺旋桨/叶轮中的一者或更多者是体外的。

可以使用一个或更多个周转齿轮(也称为行星齿轮)来实现两个转子之间的反向旋转。周转齿轮具有四个主要元件：太阳轮、行星轮、行星架和齿圈。下述三个部件中的一者保持固定：行星架和行星轮；或齿圈；或在极少情况下的太阳轮。根据哪个部件保持固定，可以实现不同的传动比，并且同时地，输出轴可以与齿轮箱的输入轴共同旋转或者相对于齿轮箱的输入轴反向旋转。周转齿轮箱或多个周转齿轮箱可以是体内的或体外的。

图68A至图68D图示了具有两个齿轮箱或齿轮传动机构554的构型。第一传动装置554和马达770处于密封囊状件内。第二传动装置554位于转子510之间。第二传动装置的齿圈连接至第二转子510。图68A图示了两个齿轮箱。图68B图示了MCS设备500的外观。图68C和图68D图示了所述两个齿轮箱在设备内的位置。这是行星齿轮箱的若干种布置结构的一个示例，可以设想其他构型。行星齿轮箱实现反向旋转。MCS设备包括具有串联的两个行星齿轮箱的体内式马达。马达轴驱动第一齿轮箱的太阳轮。齿圈是固定的。行星架是第一转子的输出轴并且联接至第二齿轮箱的太阳轮。第二齿轮箱的行星轮是固定的并且连接至前部固定毂。第二齿轮箱的旋转的齿圈是输出部。在该布置结构中，第一转子相对于马达轴反向旋转。在该布置结构中，第二转子与转子轴共同旋转。齿轮齿的尺寸可以用于根据需要修改传动比。笼状件可以由固定式马达支承。图68A至图68D图示了位于密封囊状件的内部的传动装置1和马达以及其中齿圈连接至第二转子的传动装置2。尽管马达700被图示为具有5W(瓦特)的功率，但是可以设想其他构型、例如具有1W、2W、5W、10W、15W、20W、25W、30W或前述值的任何范围的功率的构型。

图69图示了具有两个齿轮箱554的另一构型。转子从图中省略。示出了笼状件600。第一传动装置G1和马达位于密封囊状件内。齿圈与第一传动装置固定在一起。在一些实施方式中，第一传动装置将操作第一转子。在一些实施方式中，第二传动装置G2位于转子之间。行星轮与第二传动装置固定在一起。笼状件可以由第一齿轮箱的固定式齿圈并且由固定式毂支承。图69图示了其中齿圈被固定的G1和其中行星轮被固定的G2。

在一些实施方式中，在反向旋转构型中，可以存在具有差动式齿轮传动装置的一个马达。在一些实施方式中，设置有了锥齿轮。锥齿轮可以从一个马达向两个轴提供反向旋转。该齿轮传动装置可以是体内的或是体外的。如果在这种布置结构中马达是体外的，则可以从马达至体内式齿轮传动装置具有一个轴。在这种布置结构中，可以在锥齿轮的出口上、在锥齿轮的相同轴向端部处、或在锥齿轮的相反端部中具有两个反向旋转的轴。在一些实施方式中，锥齿轮可以是体外的并紧邻体外式马达定位。在这种布置结构中，两个同心轴可以沿着血管安置至反向旋转的叶轮。可以设想体内式和体外式齿轮传动机构的其他构型。

在一些实施方式中，体内式马达可以构造成尾对尾。在一些实施方式中，体内式马达可以构造成头对尾。在一些实施方式中，体内式马达可以沿轴向方向布置。在一些实施方式中，体内式马达可以构造成铰接以便安装。体内式马达可以例如通过定位在铰接套筒中而被铰接。

在一个或更多个涡轮机毂中包括一个或更多个体内式马达的实施方式中，电缆可以绕笼状件或锚固机构600的周缘安装。在一些实施方式中，电缆可以沿着设备的毂安装。

图70A至图70B图示了MCS设备500的实施方式。在一些实施方式中，MCS设备500可以包括鼻部螺旋桨570。MCS设备500可以包括可折叠的笼状件，从而形成支承结构600。MCS设备500可以包括一个或更多个流体动压轴承572。MCS设备500可以包括一个或更多个叶片520。MCS设备500可以包括一个或更多个齿轮箱554。MCS设备500可以包括马达700。MCS设备500可以包括用于马达700的密封囊状件550。MCS设备500可以包括从密封囊状件延伸的线绳574。可折叠的笼600从鼻部螺旋桨和密封囊状件延伸。鼻部螺旋桨和密封囊状件包括允许可折叠的笼600与其连接的毂。

图71图示了润滑路径576的示例。润滑路径延伸穿过密封囊状件550。润滑路径延伸穿过齿轮箱554G1、554G2。生物相容性润滑剂可以被泵送穿过马达700和/或齿轮箱或多个齿轮箱554。附图中示出了其中润滑剂扩散于血流中的一个示例。润滑剂可以返回到身体的外部。

图72图示了螺旋凹槽578。泵出式螺旋凹槽可以改善关键区域中的冲洗流。螺旋凹槽可以在泵头部中的旋转元件与固定元件之间使用，以清除旋转部件与固定部件之间的瘀滞血流。图72图示了用以改善关键区域中的冲洗流的泵出式螺旋凹槽。

尽管已经根据某些优选实施方式描述了本发明，但是本发明可以被本领域技术人员鉴于本文中的公开内容而结合到其他实施方式中。因此，本发明的范围不意在由本文中所公开的特定实施方式来限制，而是意在由所附权利要求的全部范围来限定。应当理解，本公开在许多方面仅是对本发明的诸多替代设备实施方式的说明。可以在不超出本发明的各种实施方式的范围的情况下在细节方面、特别是在各种设备部件的形状、尺寸、材料和布置方面进行改变。本领域技术人员将理解，示例性实施方式及其描述仅是对本发明作为整体的说明。尽管在上面描述的示例性实施方式中阐明了本发明的若干原理，但是本领域技术人员将理解，在本发明的实践中可以使用对结构、布置、比例、元件、材料和使用方法的修改及其他修改，对结构、布置、比例、元件、材料和使用方法的修改在不脱离本发明的范围的情况下特别适合于特定的环境和操作要求。另外，尽管已经结合特定实施方式描述了某些特征和元件，但是本领域技术人员将理解，那些特征和元件可以与本文中所公开的其他实施方式组合。

当特征或元件在本文中被称为“位于”另一特征或元件“上”时，该特征或元件可以直接位于另一特征或元件上，或者也可以存在中间特征和/或元件。相比之下，当特征或元件被称为“直接位于”另一特征或元件“上”时，则不存在中间特征或元件。还应理解，当特征或元件被称为“连接”、“附接”或“联接”至另一特征或元件时，该特征或元件可以直接连接、附接或联接至另一特征或元件，或者可以存在中间特征或元件。相比之下，当特征或元件被称为“直接连接”、“直接附接”或“直接联接”至另一特征或元件时，则不存在中间特征或元件。尽管关于一个实施方式而被描述或示出，但是如此描述或示出的特征和元件可以应用于其他实施方式。本领域的技术人员还将理解，对与另一特征“相邻”设置的结构或特征的参考可以具有与该相邻特征重叠或位于其附近的部分。

本文中所使用的术语仅是出于描述特定实施方式的目的并且不意在是对本发明的限制。例如，如本文中所使用的，单数形式“一”、“一种”和“该”也意在包括复数形式，除非上下文另外明确指示。将进一步理解的是，术语“包括”和/或“包括有”在用于本说明书时说明了所述特征、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但并不排除存在或添加一个或更多个其他特征、步骤、操作、元件、部件和/或其组。如本文中所使用的，术语“和/或”包括一个或更多个相关列出的项目的任何和所有组合并且可以缩写为“/”。

为了便于描述，在本文中可以使用空间相对术语比如“下方”、“以下”，“下部”、“上方”、“上部”等，以描述如附图中所图示的一个元件或特征与另一元件或特征的关系。将理解的是，除了附图中所描绘的取向之外，空间相对术语还意在涵盖设备在使用或操作中的不同取向。例如，如果附图中的设备倒置，则描述为位于其他元件或特征“下方”或“之下”的元件将定向为位于其他元件或特征“上方”。因此，示例性术语“下方”可以涵盖上方和下方的取向。设备可以以其他方式定向(旋转90度或处于其他取向)，并且本文中所使用的空间相对描述符可以相应地解释。类似地，本文中仅出于解释的目的而使用术语“向上”、“向下”、“竖向”、“水平”等，除非另外特别指示。

尽管本文中可以使用术语“第一”和“第二”来描述各种特征/元件(包括步骤)，但是这些特征/元件不应当受这些术语的限制，除非上下文另外指示。这些术语可以用于将一个特征/元件与另一特征/元件区分开。因此，在不脱离本发明的教示的情况下，本文讨论的第一特征/元件可以被称为第二特征/元件，并且类似地，本文讨论的第二特征/元件可以被称为第一特征/元件。

贯穿本说明书及所附权利要求，除非上下文另有要求，否则词语“包括”以及变体比如“包括有”和“包含”意味的是，可以在方法和制品(例如包含设备和方法的组合物和设备)中共同地采用各种部件。例如，术语“包括”将被理解为暗示包含任何陈述的元件或步骤但是不排除任何其他元素或步骤。

如本文中在说明书和权利要求书中所使用的、包括如在示例中所使用的并且除非另有明确指明，否则所有数字可以被理解为假设由词语“约”或“大约”开头，即使该术语没有明确地出现。当描述幅度和/或位置时，可以使用词语“约”或“大约”来指示所描述的值和/或位置在值和/或位置的合理预期范围内。例如，数字值可以是规定值(或值的范围)的+/-0.1％、规定值(或值的范围)的+/-1％、规定值(或值的范围)的+/-2％、规定值(或值的范围)的+/-5％、规定值(或值的范围)的+/-10％等。本文中给出的任何数值也应当理解成包括约该值或大约该值，除非上下文另外指示。例如，如果公开了值“10”，则也公开了“约10”。本文中所列举的任何数值范围意在包括纳入该数值范围的所有子范围。还应当理解，当公开了“小于或等于”某值的值时，则也公开了“大于或等于某值”以及介于各值之间的可能范围，如本领域技术人员所适当理解的。例如，如果公开了值“X”，则也公开了“小于或等于X”以及“大于或等于X”(例如，其中，X是数值)。还应当理解，贯穿该申请，数据以多种不同格式提供，并且该数据表示端点和起始点以及针对数据点的任何组合的范围。例如，如果公开了特定数据点“10”和特定数据点“15”，则应当理解的是，大于、大于或等于、小于、小于或等于、以及等于10和15连同介于10与15之间也被认为是公开的。还应理解，两个特定单元之间的每个单元也被公开。例如，如果公开了10和15，则也公开了11、12、13和14。

尽管上面描述了各种说明性实施方式，但是可以在不脱离本发明的由权利要求所描述的范围的情况下对各种实施方式进行多种改变中的任何改变。例如，执行各种所描述的方法步骤的顺序通常可以在替代实施方式中改变，并且在其他替代实施方式中可以完全跳过一个或更多个方法步骤。各种设备和系统实施方式的可选特征可以包括在一些实施方式中而不包括在其他实施方式中。因此，先前的描述主要是出于示例性目的而提供的并且不应解释为限制本发明的如该发明在权利要求中所阐述的范围。

本文中所包括的示例和说明通过图示而非限制的方式示出了可以实践本主题的特定实施方式。如所提及的，可以利用其他实施方式并且可以从上述特定实施方式得出其他实施方式，使得可以在不脱离本公开的范围的情况下进行结构和逻辑上的替换和改变。本发明主题的这些实施方式在本文中可以仅出于方便而单独地或共同地通过术语“发明”来指代，并且不意在将本申请的范围自动地限制至任何单个发明或发明构思，如果在事实上公开了多于一个的发明或发明构思的情况下。因此，尽管本文中已经图示和描述了特定的实施方式，但是用于实现相同目的的任何布置结构可以代替所示的特定实施方式。本公开意在覆盖各种实施方式的任何和所有改型或变型。通过阅读以上描述，对以上实施方式以及本文中未具体描述的其他实施方式的组合对于本领域技术人员而言将是明显的。