心室輔助裝置研究進展

李映濤，劉瑤，2，任俊儒，沈斌，郭占玲

1. 中北大學 機械工程學院，山西 太原 030051；2. 廣東省微創手術器械設計與精密制造重點實驗室，廣東 廣州 510006；3. 浙江清華長三角研究院 海納精密加工中心，浙江 嘉興 314000

引言

心力衰竭在全球范圍內的患病形勢極其嚴峻，死亡率居首位，患者數量超過2600 萬，并且增長的速度持續攀升[1]。自2006 年起，中國心血管病（Cardiovascular Diseases，CVD）患病率和死亡率處于持續上升階段，患CVD 人數2.9 億，其中心力衰竭患者有450 萬，CVD 占居民患病死亡率超過了40%[2-3]，是當今醫學界面臨的重大難題。心力衰竭患者通常需要進行心臟移植才能徹底治愈，而心臟器官來源受限制且不穩定，以及受體匹配的概率極小，因此心臟移植存在極大的不確定性且患者需要經歷漫長的等待期。因此，心室輔助裝置（Ventricular Assist Device，VAD）成為眾多心力衰竭患者延長生存期的有效途徑[1]。

目前，世界范圍內的心力衰竭患者數量龐大且持續上升，因此VAD 有著巨大的應用前景。本文對國內外VAD 的發展歷程和現狀進行總結，對VAD 的核心部件葉輪設計和支承方式進行簡述，說明各自優點，總結存在的不足，并對VAD 的體外模擬循環系統進行總結對比，展望了未來VAD 的發展方向。

1 VAD發展現狀

VAD 的研究歷時很短，但經歷了多次改革，其發展共經歷了3 個階段，第一代搏動式、第二代中心支撐式和第三代懸浮式[4]，見圖1 和表1。第一代搏動式VAD 主要通過體積改變來驅動血液流動，代表性的VAD 有電搏動泵Novacor[5]和HeartMate XVE[6]，氣搏動泵Thoratec VAD[7]如圖1a 所示。Novacor 的尺寸為16 cm×13 cm×6.5 cm，1984 年成功植入并應用于臨床[5]。搏動式VAD 的體積較大，無法經血管植入，通常采用搭橋的方式建立體外循環通路，可能涉及開胸，僅適合植入大體重患者，術后感染和機械故障發生率較高。第二代軸流式VAD 采用機械軸承支撐，通過高速葉輪轉動提供血壓和流量，實現血流連續供給，一般沒有搏動性[1]，代表性的產品有DeBakey、HeartMate Ⅱ和Jarvik-2000，見圖1b。軸流式VAD 一般體積和重量均較小，如DeBakey 長68 mm，寬24 mm，重量為94 g[8]；HeartMate Ⅱ長7 cm，體積約63 cm3，重量約370 g[9]；Jarvik-2000 長55 mm，直徑為25 mm，重量約85～90 g，流量為3～7 L/min[10]。Abiomed 公司研發的Impella ECP，是世界上最小的軸流式VAD，也是唯一兼容小口徑通道和閉合技術的VAD，插入和取出時直徑為9 Fr，工作時膨脹，峰值流量可達5 L/min，目前還處于臨床研究階段[11]，見圖1b 所示。

表1 第一代、第二代、第三代VAD匯總表[5-9,11-12]

圖1 各代VAD圖

第三代VAD 于1998 年左右開始研制，采用磁懸浮或流體動力懸浮支承方式，推進器或轉子葉輪懸浮于腔體中，避免了軸承磨損，因此可以實現長時間的使用[12]。如圖1c 所示，磁液懸浮的HeartWare HVAD體積小，能耗低，尺寸為48 mm×28 mm，重量約160 g，轉速為1800～4000 r/min，流量可達10 L/min[13]。全磁懸浮HeartMate Ⅲ直徑為55 mm，重量為200 g，轉速為3000～9000 r/min，其與HeartMate Ⅱ相比出血和卒中發生率顯著降低[9]。在第三代VAD 的基礎上，沙宏磊等[14]進一步提出了電磁懸浮VAD，主要產品有流體動壓支撐的離心式Ventr Assist 及微型對角線Micro Diagonal。

目前臨床應用的第三代VAD 中，HeartWare HVAD 最早上市，但腦卒中的發生率相對較高，因此逐漸退出了市場。HeartMate Ⅲ于2017 年批準上市，是目前應用最多的一個產品[9]。目前國內臨床應用和研發的EVAHEART Ⅰ（永仁心）和CH-VAD（蘇州同心）均屬于第三代VAD，見圖1c。離心式純水懸浮EVAHEART I，重量為420 g，轉速為800～3000 r/min，流量為2～20 L/min，生物相容性較好[15]。離心式全磁懸浮CH-VAD 于2019 年開始臨床試驗，重量為350 g，直徑為56 mm，長為31 mm，轉速為3000 r/min 時，流量為5 L/min[16]。離心式磁懸浮CorHeart6目前處于臨床試驗階段，體積小、重量輕、功耗低[17]。

2 VAD的臨床需求

VAD 主要通過機械方式提供血液流動，因此臨床上需要VAD 的流量大于3 L/min，以確保血液供給充足[18]，目前介入式VAD 可提供流量為2.5～5 L/min，峰值流量可達5 L/min，心臟所需流量為3.6～3.8 L/min[19]。機械工作方式會對血液產生壓迫，特別是轉子葉片對血液的剪切作用，可能導致血栓的形成，同時長期的高速旋轉帶來的VAD 發熱也可能引發血栓，因此臨床上要求VAD 的血栓生成率極低甚至沒有。最新的VAD 血栓率極低，中風率降低了50%[20]。為了減小VAD 的安裝難度和安裝后的感染風險，也要求其體積盡可能小，便于實現經皮血管介入和植入。而對VAD 性能要求最嚴苛的是其工作過程的穩定性，即單次連續無故障穩定運行的時間。VAD 的治療方式可分為暫時性治療、心臟移植前輔助支持治療、永久替代治療[21]3 類。暫時性治療主要用于高危手術過程中輔助血液流動，避免手術過程中突發供血不足導致的并發癥，VAD 的工作時間通常在數個小時不等；心臟移植前輔助支持治療主要用于心臟移植患者在等待心臟器官前的輔助和替代供血功能，要求VAD 能安全穩定的工作時間通常為幾個月到數年不等；而永久替代治療中則直接使用VAD 替代心臟，需要VAD 穩定工作幾年甚至幾十年，對其可靠性要求極高。

VAD 的臨床應用已經有部分嘗試。錢坤喜等[22]研究的離心式VAD，重量約200 g，人體試驗期間，左VAD 轉速為3500 r/min 左右，流量約1.5 L/min；右VAD 轉速為3000 r/min 左右，流量也是1.5 L/min。臨床試驗方面，在搶救一名患有法樂氏三聯癥的6 歲患者過程中，VAD 作雙心室輔助了43 h。輔助期間各數據正常，驗證了心室輔助是搶救急性心功能衰竭的有效方法。劉淑琴等[23]研發的磁懸浮離心式VAD，為直徑為85 mm、重量為56 g、轉速為0～5000 r/min、額定功率為70 W、工作電壓為24 V、最大電流為4 A。動物試驗方面，VAD 在組成的體外循環系統應用中，試驗期間，試驗羊從心臟停跳到自主循環恢復，持續了3 d 并自主撤機。目前VAD 的小型化和低血栓生成率基本可以實現，但是其長期工作的可靠性有待進一步提高，主要需要對VAD 的葉輪設計、支承方式、體外模擬循環系統和并發癥產生機理等方面進行深入研究，進一步優化現有VAD，逐步實現VAD 的平穩可靠長期工作。

3 VAD核心部件

3.1 葉輪

葉輪式VAD 經過半個多世紀的研究和發展，已經達到了血液相容性、可植入性、耐久性等臨床要求。根據原理不同，VAD 分為軸流式、離心式、氣動式和電動式[24]，本文主要討論離心式和軸流式的葉輪相關設計。葉輪作為VAD 裝置內的核心部件，對泵血功能至關重要。本文通過比較現有葉輪的優缺點，總結其中不足，為后期VAD 葉輪的設計提供參考。

3.1.1 離心式VAD葉輪

離心式VAD 葉輪根據其蓋板形式的不同分為3 類，見圖2a。閉式葉輪有前后蓋板，其結構復雜、效率較高，加工難度大。半開式葉輪僅葉片側有蓋板，即后蓋板。開式葉輪無前后蓋板。半開式與開式葉輪結構簡單、加工難度小，但是效率較低[25]。與傳統單級葉輪不同，見圖2b，曲洪一等[26]設計的VAD，葉輪為多級離心式設計，其中導流錐結構改善流場結構，提高生物相容性，且裝置結構緊湊，流量大，出口直徑D2為12 mm，D1為25 mm。

圖2 離心式VAD葉輪圖

劉樹紅等[27]和牛彥文[28]設計的半開式和閉式葉輪如圖2c～d 所示。半開式的設計中，葉輪采用磁驅動旋轉，其中軸支撐架的支撐腿徑向截面為翼型，可使血流均勻，且溶血率低。進口當量直徑D0為17 mm，進口直徑D1為20 mm，外徑D2為50 mm。對于牛彥文[28]的設計，其裝置流量為5 L/min，轉速為2600 r/min，揚程為100 mmHg，進口直徑D1為16 mm，出口直徑D2為40 mm。葉片入口設置為圓弧，無尖角，對血液損傷較低。上述例子的不同葉輪設計都可在不同程度上減少對血液的損傷，曲洪一等[26]的設計相對其他設計更為復雜，加工難度大且對支承方式提出了新的挑戰，目前較少應用于臨床。劉樹紅等[27]和牛彥文[28]設計的相對尺寸較大，為磁懸浮葉輪的一般設計，但不能微型化是一直以來的難題。

3.1.2 軸流式VAD葉輪

對于軸流式VAD，葉輪作為核心部件對提高裝置的水力性能，減小溶血率有極大影響。如圖3a 所示，周冰晶[29]設計的VAD 通過增級降速降低溶血率。如圖3b～c 所示，馬鑫蕊[18]和唐雨萌等[30]的設計中，前者比后者多一個導頭，后者葉輪采用磁懸浮，避免了葉頂間隙泄漏渦。導頭和尾椎（后導錐）使血流更加穩定地流入下一級，可降低溶血率。

圖3 軸流介入式VAD葉輪

不同于以上舉例，如圖3d 所示，Cardiobridge 設計研發的Reitan，其泵血能力強，裝置外殼在植入工作區后可膨脹，呈燈籠造型，直徑可達19 mm；葉輪可折疊，工作時展開[31]。

綜上，離心式和軸流式在葉輪設計上都采用了多級設計，有各自的優點，但會使裝置偏大，一般實際應用中很少采用。二者都采用了磁懸浮，離心式葉輪可降低機械磨損，在第三代VAD 中使用較多；軸流式葉輪有其優點，但因尺寸限制，植入時很少使用。目前，離心式葉輪更偏向磁懸浮、單級葉輪的設計；軸流式葉輪更偏向于加有導頭和尾椎、微型化、大流量的設計。

3.2 支承方式

現代臨床常用的VAD 多采用滾動軸承、滑動軸承和磁懸浮軸承。滾動軸承、滑動軸承的機械摩擦較大，易導致溶血和血栓問題。目前，VAD 更趨向于磁懸浮軸承，可減小機械摩擦、增加壽命，但其結構復雜、尺寸較大[32]。隨著VAD 向著可植入式發展，其中軸流式葉輪恰好滿足尺寸和結構要求[33]。所以在VAD 支承方式設計時，不同方案決定了最終裝置的結構和性能。本文討論了軸流式和離心式支承方式的相關設計，通過舉例，比較各自優點，總結其中不足，為后期VAD 支承設計提供參考。

3.2.1 離心式VAD支承

如圖4a 所示，韓青[34]研究的VAD 采用了液力懸浮支承，軸向：錐形止推軸承；徑向：圓柱向心軸承與錐形結構，流量高、支承力強。其次，主軸開設的螺旋槽可減小血栓。本文中的舉例為混合磁力軸承，見圖4b，方思源[35]研究的VAD，采用電磁永磁混合支承，徑向：3 個電磁鐵的向心效應，軸向：永磁體產生偏置磁場，電磁鐵產生控制磁場。其次，3 個霍爾傳感器檢測調節電流，降低功耗和發熱量，其結構緊湊，承載能力提高。如圖4c 所示，王靜月[36]研究的VAD，采用永磁液力懸浮支承，徑向：永磁軸承和軸向磁通無刷直流電機組成，永磁軸承靠異磁極相吸產生與電機磁拉力平衡的磁力；軸向：螺旋槽與轉子形成液力懸浮；優點：結構緊湊，性能良好。

圖4 離心式VAD支承圖

離心式VAD 支承多采用懸浮設計，可以減小血液損傷、機械磨損，但結構復雜、體積難以減小。其中液力懸浮相較于磁力懸浮功耗小、發熱少且傳感元件的加入使得裝置更加精確靈敏。

3.2.2 軸流式VAD支承

軸流式VAD 支承方式除磁懸浮方式外，還有很多其他的支承結構。如圖5a 所示，黃銘文[37]研究的植入式VAD 采用徑向動壓支承，軸向Pivot 軸承相結合。Pivot 軸承使軸頭和球窩之間形成開放式間隙，因而血液不易滯留、血栓率低，且裝置結構簡單、尺寸小、能耗低。軸頭半徑R2=0.2 mm，球窩半徑R1=0.5 mm，頂尖錐度a=35°，間隙d=0.161 mm。與傳統支承相類似，見圖5b，唐智榮等[38]研究的VAD，其軸承元件除起到支撐和輔助旋轉的作用外，添加有內外層流道，可供液體在裝置高速旋轉時排出不溶性微粒并及時換熱，避免過熱損害。

圖5 軸流式VAD支承圖

與離心式VAD 類似，軸流式VAD 在支承方面磁懸浮應用也很頻繁。如圖5c～d 所示，李博等[39]和李明[40]研究的VAD 都具有磁懸浮支承。前者徑向：定子線圈與永磁體驅動轉子轉動；軸向：前后永磁體和前后導葉線圈，形成磁懸浮脈動狀態。后者徑向：電動軸承；軸向：混合磁軸承，可有效降低溶血和血栓。

總結上述離心式和軸流式VAD 支承方式的設計，都采用了懸浮設計，離心式采取液力、電磁和永磁懸浮兩兩相結合或者單獨使用，使用磁懸浮的設計居多；軸流式類似。都采用了開槽設計，離心式為輔助設計，減小血栓；軸流式為支承的一部分。其中VAD 的懸浮設計可減小機械摩擦、血栓和溶血，但結構復雜、體積較大，不適合介入治療，目前，第三代離心式VAD 使用較多。介入式一般向微型化發展，多為軸流式，通過合理的葉輪設計和支承結構，減小機器耗損、產熱，提高機器的性能。同時在尺寸和體積受限制的情況下，提高流量輸出也是VAD 目前面臨的主要問題。

3.3 體外模擬循環系統

體外模擬循環系統可模擬人體內的工作環境，對VAD 的各項性能進行檢測評估，方便其在植入前優化改進。本文通過對體外模擬循環系統進行舉例，對比得出其構成、功能及發展趨勢，為后期系統的設計提供借鑒。本文以人體常規狀態血流參數和血液循環路徑作為設計體外模擬循環系統的基礎。

早期的體外模擬循環系統結構較為簡單，可對VAD的基本性能進行檢測。如圖6 所示，Yoshino 等[41]設計的體外模擬循環系統，可檢測裝置的流量和壓差，且電阻可調節流量。目前的體外模擬循環系統更為復雜，功能更為廣泛。如圖7～9 所示，設計大致相似，系統設計包含模擬左心室、主動脈瓣和二尖瓣、外周阻力、主動脈、靜脈、心房等。其中，主動脈瓣和二尖瓣均為單向閥模擬，使溶液單向流動，防止回流。對于系統外周阻力的模擬，董堯[42]和王若辰[43]的設計均采用節流閥；譚建平等[44]的設計為電比例節流閥，黃峰[45]的設計為電比例閥，秦金祥[46]的設計為阻性調節閥；后三者的設計對于閥口開度控制更為精密準確。在模擬主動脈的順應性方面，董堯[42]和王若辰[43]的設計為上氣下液的密封容腔，黃峰[45]和秦金祥[46]的設計為密封有氣的容器，通過調節氣量模擬。靜脈用于存儲大量血液，具有遠高于主動脈的順應性，一般采用敞口容器模擬靜脈和心房腔，但心房具有微弱的搏動性，王若辰[43]設計的系統采用有彈性膜片頂部密封的容器模擬。其中秦金祥[46]設計的系統包含4 個壓力傳感器，分別用于測量控制腔、動脈容腔、心室、靜脈容腔的壓力；1 個激光位移傳感器，用于測量控制腔內心室囊的體積變化。

圖6 Yoshino設計體外模擬循環系統實物圖（a）和示意圖（b）[42]

圖7 譚建平設計體循環模擬回路[44]

圖8 董堯設計體循環模擬回路（a）及心室腔（b）[42]

圖9 模擬循環系統圖

模擬左心室相比其余部件較為復雜，譚建平等[44]的設計與王若辰[43]的設計相似，前者為伺服電動缸和活塞，另加有壓力傳感器；后者電機帶動活塞運動。董堯[42]的設計為伺服電機與電缸帶動膜片運動，模擬其搏動。黃峰[45]的設計為調節氣動電比例閥模擬搏動強弱，通斷二位三通電磁閥模擬心動周期。秦金祥[46]的設計為比例閥和真空泵控制壓力，擠壓控制腔內心室囊模擬搏動。上述例子除了使用了各類傳感器用于檢測，還有控制系統通過軟件編譯程序來控制系統內的裝置，通過數據采集卡采集傳感器的信息，輸送到工控機，完成數據采集、處理以及波形顯示[43-46]。

總結上述體循環模擬系統，左心室在簡單模擬其搏動的基礎上，添加控制部件對其實時調節，使其更加靈活，可模擬不同情況下的心臟。控制系統的添加便于控制各個裝置，并使系統數據更加精確。體循環模擬系統更趨向于智能化、精確化、復雜化。

4 VAD的并發癥

VAD 植入后引起的并發癥中，感染率占29.5%，右心衰竭占8.4%，裝置失功（裝置失靈和連接管道脫血管或梗阻等）占8.4%，呼吸衰竭占4.5%，出血占3.2% 等[47]。這些對于患者的健康和生命有著不同程度的危害，因此研究并發癥形成的內在機制，并針對性地給出防治和治療措施是目前研究的重點。

感染是植入VAD 術后常見的并發癥，也是機械循環支持患者發病率和死亡率增加的重要原因，主要分為VAD 特異性感染、VAD 相關感染和非VAD 感染[48]。感染通常由大量不同的微生物引起，感染病原菌主要是革蘭氏陽性菌（金黃色葡萄球菌和表皮葡萄球菌）和革蘭氏陰性菌（銅綠假單胞菌）[49]。可采用18F-FDG PET/CT無創性手段檢測感染并監測抗菌藥物治療反應，對感染進行評價和定位，其臨床治療意義重大[50-51]。術后護理對防止感染也很重要，對埋植在皮膚下的驅動線路需要頻繁進行護理和保護，并在活動時預防驅動線路意外拔出[52]。術后對于可疑或者確診的感染患者，須及時使用抗生素治療[53]。

右心衰竭由術后左心室排血和回血量增加，右心功能不足導致左心室充盈不足流量驟降，進一步增加跨肺壓，肺動脈壓力增高導致。其發生時間不定，發生率為10%～40%[54]。可通過增加右心收縮力或者降低肺動脈壓力的藥物進行緊急處理，使用高流量的輔助器械進行治療；對于急性右心衰竭需要使用雙心室輔助系統，該方式最為危險，術后診治難度最大[55]。

當VAD 植入后，其各個運動部件需要以10 萬次/天運轉，極易發生機械故障[56]。若裝置軸承為接觸式，那么VAD 長時間工作，摩擦會產生機械失效和發熱。第三代磁懸浮和液力懸浮軸承的使用減少了機械摩擦問題[57]。除了機械故障，裝置停機也是裝置失功的原因。排除可致VAD 低血流量的可能原因，包括低血容量、右心衰竭、泵內血栓、心律失常、導管脫位等，當裝置停機，嘗試重啟檢查電源供應、連接器，必要時更換電池或控制器[58]。心律失常在VAD 患者中很常見，其病因包括手術插入點瘢痕、心肌缺血、微結構改變導致的去極化異常及某些藥物等所致[58-60]。VAD 植入后，針對心律失常程度的不同，可先進行除顫處理，若效果不佳，應采取胸外機械按壓和腎上腺素等進一步復蘇措施[58]。

除此之外，VAD 在運行中，不可避免地會對裝置內血液造成一定損傷，導致紅細胞溶血并誘發血栓，血栓會導致裝置內部流道阻塞，流量急劇下降，或隨著管路運往人體其他部位，堵塞重要心腦血管，對人體健康造成巨大的威脅[61]。溶血是指VAD 運行時產生的機械應力可能會對紅細胞造成破壞，同時破裂的紅細胞會失去攜氧功能，引起低氧血癥等一系列問題[62]，該破壞產生的原因有機械碰撞損傷、葉輪帶動血液流動產生的剪切損傷、液體流動形成動壓力導致的壓潰或者負壓破裂，上述因素交織在一起使紅細胞碎裂過程研究困難，導致其損傷機理不明確。

出血是VAD 植入或取出引起凝血-纖溶系統的異常激活而導致的最常見的術后早期并發癥，高達30%成人患者和50%兒童患者需因出血再次手術。按照術后出現出血的間隔時間長短可分為30 d 內早期出血和6 個月內延遲出血[63]。其中術后胃腸道出血較為突出，可以采用奧曲肽、外科手術（內鏡）、VAD 速度調節等進行治療[64-65]。

VAD 的設計對血液損傷率有很大的影響，如何設計VAD 能減小血液損傷率，是一直以來人們關注的重點。雷白等[63]研究顯示，目前能夠提示VAD 血栓形成的臨床標志是溶血和功耗增加。其中與成人相比，VAD 應用于兒童和青少年時出血和血栓之間的平衡更難控制。流場對紅細胞的影響主要體現在剪切應力、撞擊、壓差和湍流等對紅細胞造成的損傷[66]。

目前，無論是離心式還是軸流式VAD，大多通過葉輪高速旋轉泵血。在葉輪設計中影響血液相溶性的參數方面，壓力、轉速、葉片數、角度、寬度等對血液損傷有顯著影響[67]。Kawahito 等[62]研究顯示，溶血由剪切應力的大小和暴露時間決定的。剪切應力的大小與速度直接相關，而暴露時間與流量成反比。Wu 等[68]通過CFD模擬分析，在流量為2.5 L/min、轉子轉速為3000 r/min 時，以50、100 和200 μm 的葉尖間隙為研究對象，定量計算得出最佳葉尖間隙為100 μm，水力效率最大化，溶血最小化。Ozturk 等[69]在流速為3～5 L/min、轉速為2000 r/min的條件下，對包角為0°～240°的5 個葉輪進行水力試驗，得出包角為120°時，水力和溶血性能最佳。Sahand 等[67]以離心式VAD 為研究對象，得出轉速一定，增加葉片數量，剪切應力和標準溶血指數更高；較高的轉速下，減少葉片數量，溶血率降低；轉速一定，當出口角度較高時，剪切應力和溶血指數略有增加；對比得出出口角度的變化對溶血的影響要比葉片數量的變化小得多；增加出口寬度，溶血的概率更高。葉片高速旋轉產生的剪切應力對紅細胞等血細胞具有很強的破壞力，易形成血栓，引發中風、多器官衰竭等嚴重后果[70]。

與葉輪泵對比，搏動式VAD 因其具有與心臟相似的供血規律，能夠提供搏動血流，對血細胞破壞小，搏動產生的壓力有利于各主要臟器的血液微循環灌注，可有效減少血栓形成，更符合人體的生理特點。但體積較大，植入較為困難[70]。阜外醫院在使用VAD 之后，通過術后隨訪經驗，總結了國際和國內術后并發癥的種類，得出國際和國內并不完全一樣。國際上出現的較大問題為消化道出血、感染、卒中、右心衰。國內消化道出血、卒中發生比較少見，感染、心律失常出現得更多，但與因照顧不良而死亡表現則一致，造成該結果的原因可能為國內外人種之間的不同。

5 總結與展望

本文對VAD 的不同方面進行總結。發現其存在較大的改進空間：結構設計方面，相較于電機內置，電機外置時對電機的結構大小沒有限制，但其柔性傳動軸在遠距離、有彎曲段的情況下確保其能量正常傳輸是一個挑戰。VAD 在使用時，不可避免會產生血液損傷，但血液損傷的理論還有待進一步探究，如何降低損傷概率還需要進一步研究。

未來VAD 發展更趨向于超微型、輕量化。柔性傳動軸設計和材料可使裝置在不同情況下的能量完成正常傳輸。葉輪的結構設計優化，既能保證血流量，又可減少血栓和溶血。裝置的材料方面進一步改善，生物相容性隨之發展，使使用期間的血栓和溶血率降低，植入成功率更高。