(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ケーシングと、
前記ケーシング内に回転可能に収納されたインペラと、
前記インペラの回転軸となる回転シャフトと、
前記回転シャフトの両端部を回転可能に支持する軸受部と、
を備え、流量が０．０５〜０．６Ｌ／分で使用される遠心型血液ポンプであって、
前記回転シャフトの両端部はそれぞれ半球状に形成され、
前記軸受部は、前記回転シャフトのいずれかの端部をそれぞれ支持する凹部を備え、
前記凹部は、前記回転シャフトの端部の半球状部分の曲率と同じ曲率を有するとともに、前記回転シャフトの端部の半球状部分の外表面よりも前記凹部の内表面が小さく形成されている、遠心型血液ポンプ。
【請求項２】
前記凹部の深さは、当該凹部に対応する前記回転シャフトの端部の半球状部分の半径よりも短い、請求項１に記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項３】
前記半球状部分と前記凹部との接触面の外周エッジと前記半球状部分の中心とを通る直線と、前記回転軸とが成す角度が６０°以下である、請求項１又は２に記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項４】
前記角度が４５°以下である、請求項３に記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項５】
前記角度が２５°以上３５°以下である、請求項３に記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項６】
前記インペラは、血液が通る流路が内部に設けられたクローズドインペラである、請求項１〜５のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項７】
前記流路は、前記回転軸に対して直交する平面上に延在するように設けられている、請求項６に記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項８】
前記インペラに内蔵された従動側磁石と、
前記ケーシングの外部に配置され、前記従動側磁石と磁気的に結合する駆動側磁石と、
前記回転軸を中心として前記駆動側磁石を回転させる回転装置と、
を備え、
前記従動側磁石と前記駆動側磁石とは、前記回転軸に対して直交する平面上に設けられている、請求項１〜７のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプ。
【請求項９】
前記遠心型血液ポンプは、人工透析用の遠心型血液ポンプである、請求項１〜８のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、遠心力を利用して血液を搬送する遠心型血液ポンプに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、この種の遠心型血液ポンプとしては、例えば、特許文献１（特開２００５−２８１５６号公報）に開示されたものが知られている。特許文献１には、ケーシングと、ケーシング内に回転可能に収納されたインペラと、インペラの回転軸となる回転シャフトと、回転シャフトの両端部を回転可能に支持する軸受部とを備える遠心型血液ポンプが開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００５−２８１５６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１のような従来の遠心型血液ポンプは、人工心肺装置などの大量の血液を搬送する装置に用いられている。例えば、人工心肺装置に求められる遠心型血液ポンプの流量は、１〜７Ｌ／分程度である。
【０００５】
一方、人工透析の分野においては、血液を搬送するポンプとして、通常、ローラポンプが使用されている。ローラポンプは、血液が通るチューブと、当該チューブをしごくための回転可能なローラを備え、チューブをローラで間欠的に圧閉したまま回転してチューブをしごくことで血液を送り出すものである。例えば、人工透析装置に求められるローラポンプの流量は、０．０５〜０．６Ｌ／分程度である。
【０００６】
しかしながら、このローラポンプは、チューブをしごくことで血液を送り出すため、チューブにかかる力や圧閉されたチューブが元の形状に戻る際に発生する陰圧などにより、溶血の程度が大きくなるとされている。溶血とは、血液中の赤血球の細胞膜が物理的、化学的等の様々な要因によって損傷を受け、内容物（特にヘモグロビン）が血球外に溶出する現象をいう。溶血に至った赤血球は本来の機能を失うため、溶血が過剰に発生すると血液中の赤血球不足に起因する溶血性貧血が発生する可能性があるばかりか、細胞外へ流出した内容物により炎症が発生するなど、患者に負担を掛けることがある。また、定期的にチューブを取り替える作業が必要であり、その作業が煩雑である。
【０００７】
このため、本発明者らは、遠心型血液ポンプを人工透析装置に使用することを検討している。遠心型血液ポンプは、インペラの回転により生じる遠心力を利用して血液を押し出すものであり、チューブをしごくことで血液を送り出すものではない。このため、遠心型血液ポンプは、ローラポンプに比べて溶血の程度が小さい。また、遠心型血液ポンプは、ローラポンプに比べて脈動が少なく、最高圧及び最低圧が過大にならない。従って、患者の負担を軽減することができる。また、チューブを取り替える作業などの煩雑さもない。
【０００８】
しかしながら、遠心型血液ポンプにおいても、インペラの回転シャフトと当該回転シャフトを支持する軸受部との間で発生する摩擦によって溶血が発生するだけでなく、摩擦熱により血栓が発生する可能性がある。従って、従来の遠心型血液ポンプにおいては、回転シャフトと軸受部との間で生じる溶血及び血栓の発生を抑える観点において、未だ改善の余地がある。
【０００９】
本発明の目的は、前記課題を解決することにあって、回転シャフトと軸受部との間で生じる溶血及び血栓の発生をより一層抑えることができる遠心型血液ポンプを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記目的を達成するために、本発明に係る遠心型血液ポンプは、ケーシングと、
前記ケーシング内に回転可能に収納されたインペラと、
前記インペラの回転軸となる回転シャフトと、
前記回転シャフトの両端部を回転可能に支持する軸受部と、
を備える遠心型血液ポンプであって、
前記回転シャフトの両端部はそれぞれ半球状に形成され、
前記軸受部は、前記回転シャフトのいずれかの端部をそれぞれ支持する凹部を備え、
前記凹部は、前記回転シャフトの端部の半球状部分の曲率と同じ曲率を有するとともに、前記回転シャフトの端部の半球状部分の外表面よりも前記凹部の内表面が小さく形成されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１１】
本発明に係る遠心型血液ポンプによれば、回転シャフトと軸受部との間で生じる溶血及び血栓の発生をより一層抑えることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明の実施形態に係る遠心型血液ポンプの断面図である。
【図２】図１の遠心型血液ポンプの概略構成を示す平面図である。
【図３】図２のＡ−Ａ線断面図である。
【図４】図１の遠心型血液ポンプの概略構成を一部透過して示す平面図である。
【図５】図４のＢ−Ｂ線断面図である。
【図６】図１の遠心型血液ポンプの概略構成を示す側面図である。
【図７】図６のＣ−Ｃ線断面図である。
【図８】回転シャフトと軸受部との接触角度、インペラの直径を変えて作成した本実施例に係る複数のポンプ、並びに、比較例に係るジャイロポンプに対する溶血評価試験の結果を示すグラフである。
【図９】回転シャフトと軸受部との接触角度が３０°である状態を示す説明図である。
【図１０】回転シャフトと軸受部との接触角度が４５°である状態を示す説明図である。
【図１１】回転シャフトと軸受部との接触角度が６０°である状態を示す説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明の第１態様によれば、ケーシングと、
前記ケーシング内に回転可能に収納されたインペラと、
前記インペラの回転軸となる回転シャフトと、
前記回転シャフトの両端部を回転可能に支持する軸受部と、
を備える遠心型血液ポンプであって、
前記回転シャフトの両端部はそれぞれ半球状に形成され、
前記軸受部は、前記回転シャフトのいずれかの端部をそれぞれ支持する凹部を備え、
前記凹部は、前記回転シャフトの端部の半球状部分の曲率と同じ曲率を有するとともに、前記回転シャフトの端部の半球状部分の外表面よりも前記凹部の内表面が小さく形成されている、遠心型血液ポンプを提供する。
【００１４】
本発明の第２態様によれば、前記凹部の深さは、当該凹部に対応する前記回転シャフトの端部の半球状部分の半径よりも短い、第１態様に記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００１５】
本発明の第３態様によれば、前記半球状部分と前記凹部との接触面の外周エッジと前記半球状部分の中心とを通る直線と、前記回転軸とが成す角度が６０°以下である、第１又は２態様に記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００１６】
本発明の第４態様によれば、前記角度が４５°以下である、第３態様に記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００１７】
本発明の第５態様によれば、前記角度が２５°以上３５°以下である、第３態様に記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００１８】
上記第１〜第５態様によれば、回転シャフトと軸受部との接触面積が小さくなるため、回転シャフトと軸受部との間の摩擦力が小さくなり、溶血及び血栓の発生を抑制することができる。
【００１９】
本発明の第６態様によれば、前記インペラは、血液が通る流路が内部に設けられたクローズドインペラである、第１〜５態様のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００２０】
上記第６態様によれば、インペラは、血液が通る流路が内部に設けられたクローズドインペラとされているため、インペラにかかる軸受荷重を減らすことができ、かつケーシング内のプライミングボリュームを小さくすることができる。
【００２１】
本発明の第７態様によれば、前記流路は、前記回転軸に対して直交する平面上に延在するように設けられている、第６態様に記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００２２】
上記第７態様によれば、流路は、回転軸に対して直交する平面上に延在するように設けられているため、血液が回転軸に対して直交する平面上の回転軸から離れる方向に排出され、インペラに対して上下方向に力がかかることを抑えることができる。これにより、回転シャフトと軸受部との間の摩擦力を小さくすることができるため、溶血及び血栓の発生を抑制することができる。
【００２３】
本発明の第８態様によれば、前記インペラに内蔵された従動側磁石と、
前記ケーシングの外部に配置され、前記従動側磁石と磁気的に結合する駆動側磁石と、
前記回転軸を中心として前記駆動側磁石を回転させる回転装置と、
を備え、
前記従動側磁石と前記駆動側磁石とは、前記回転軸に対して直交する平面上に設けられている、第１〜７態様のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００２４】
上記第８態様によれば、従動側磁石と駆動側磁石とが、前記回転軸に対して直交する平面上に設けられているため、インペラに対して上下方向に力がかかることを抑えることができる。これにより、回転シャフトと軸受部との間の摩擦力を小さくすることができるため、溶血及び血栓の発生を抑制することができる。
【００２５】
本発明の第９態様によれば、前記遠心型血液ポンプは、人工透析用の遠心型血液ポンプである、第１〜８態様のいずれか１つに記載の遠心型血液ポンプを提供する。
【００２６】
以下、本発明の実施形態について、図面を参照しながら説明する。
【００２７】
《実施形態》
本発明の実施形態に係る遠心型血液ポンプの全体構成について、図１〜図７を用いて説明する。図１は、本発明の実施形態に係る遠心型血液ポンプの断面図である。図２は、図１の遠心型血液ポンプの概略構成を示す平面図である。図３は、図２のＡ−Ａ線断面図である。図４は、図１の遠心型血液ポンプの概略構成を一部透過して示す平面図である。図５は、図４のＢ−Ｂ線断面図である。図６は、図１の遠心型血液ポンプの概略構成を示す側面図である。図７は、図６のＣ−Ｃ線断面図である。
【００２８】
本実施形態に係る遠心型血液ポンプ１は、人工透析用の遠心型血液ポンプである。遠心型血液ポンプ１は、図１に示すように、中空のケーシング２と、ケーシング２内に回転可能に収納されたインペラ３と、インペラ３の回転軸Ｘとなる回転シャフト４と、回転シャフト４の両端部を回転可能に支持する軸受部５とを備えている。
【００２９】
ケーシング２は、上部ケーシング２１と、下部ケーシング２２とを備えている。上部ケーシング２１と下部ケーシング２２とが組み合わされ、それらがネジ等の締結部材（図示せず）により結合されることで、上部ケーシング２１と下部ケーシング２２との間にポンプ室となる空間Ｓが形成される。
【００３０】
ケーシング２には、図２、図４、及び図６に示すように、血液を空間Ｓに流入させるための流入ポート２３と、血液を空間Ｓから流出させるための流出ポート２４とが設けられている。
【００３１】
流入ポート２３は、図１及び図５に示すように、回転軸Ｘに対して９０°未満の所定の角度傾斜するように設けられている。流入ポート２３は、流入口２３ａで空間Ｓと流体連通している。流入口２３ａは、図４及び図５に示すように、流入ポート２３内を流れる血液が後述する貫通穴３２内へスムーズに流入するように、回転シャフト４からずれた位置に設けられている。このような構成とすることで、流入ポート２３内を流れる血液が空間Ｓ内へ適切に供給される。
【００３２】
流出ポート２４は、図４及び図７に示すように、回転軸Ｘに対して直交する方向で、且つ、ケーシング２の外周側面に対して傾斜するように設けられている。流出ポート２４は、流出口２４ａで空間Ｓと流体連通している。
【００３３】
インペラ３は、空間Ｓ内に回転可能に収納されている。本実施形態において、インペラ３は、図４及び図５に示すように、血液が通る流路３１が内部に設けられたクローズドインペラである。インペラ３には、回転軸Ｘの延在方向に貫通する貫通穴３２が設けられている。また、貫通穴３２には、流入ポート２３の流入口２３ａ、及び、２つの流路３１，３１の各一端部が流体連通している。なお、インペラ３と回転シャフト４とは、図示していないが、２本〜４本の接続部材により接続されている。
【００３４】
２つの流路３１，３１は、回転軸Ｘに対して直交する平面上に延在するように設けられている。本実施形態において、２つの流路３１，３１は、回転軸Ｘの近傍からケーシング２の外周側面の近傍まで直線上に延在する流路として形成されている。また、２つの流路３１，３１は、平面視において、回転軸Ｘを中心として点対称に形成されている。
【００３５】
また、インペラ３には、図１に示すように、従動側磁石３３が内蔵されている。従動側磁石３３は、ケーシング２の外部に設けられた駆動側磁石６１と磁気的に結合するように設けられている。駆動側磁石６１は、回転軸Ｘを中心として駆動側磁石６１を回転させる回転装置６２に取り付けられている。回転装置６２が回転軸Ｘを中心として駆動側磁石６１を回転させることで、当該駆動側磁石６１と磁気的に結合する従動側磁石３３が回転し、当該従動側磁石３３を内蔵するインペラ３も回転する。
【００３６】
従動側磁石３３と駆動側磁石６１とは、回転軸Ｘに対して直交する平面上に設けられている。すなわち、従動側磁石３３の中心と駆動側磁石６１の中心とを結ぶ直線Ｌ１が回転軸Ｘに対して直交するように構成されている。このような構成とすることで、従動側磁石３３と駆動側磁石６１とを磁気的に結合させつつも、インペラ３にかかる上下方向の力を抑えることができる。従って、回転シャフトと軸受部との間の摩擦力を小さくすることができる。
【００３７】
本実施形態において、従動側磁石３３は、インペラ３の外周下部に複数（例えば、６つ）設けられている。複数の従動側磁石３３は、図４に示すように、平面視において、均等間隔に設けられている。駆動側磁石６１は、従動側磁石３３に対応する位置に複数（例えば、６つ）設けられている。
【００３８】
ケーシング２とインペラ３との間には、インペラ３が回転軸Ｘを中心として回転するとき、貫通穴３２から離れる方向に流れて流路３１，３１から排出された血液が貫通穴３２の内部に戻るように隙間ＣＬが設けられている。より具体的には、隙間ＣＬは、流路３１，３１から排出された血液が、ケーシング２の側面に沿って下降又は上昇し、ケーシング２の底面又は天面に沿って回転軸Ｘに近づくように流れ、貫通穴３２の内部に戻るように設けられている。これにより、ケーシング２内の血液が、ケーシング２内のいかなる場所においても滞留することなく、循環するようになっているため、回転シャフト４と軸受部５との接触部分など比較的血栓が発生しやすい場所においてもこれを抑制することができる。また、血液が吸引されるインペラ３の上部と血液が滞留するインペラ３の下部との間で生じる圧力差を小さくすることができるので、インペラ３にかかる上下方向の力を抑えることができる。本実施形態において、隙間ＣＬの幅は、略一様に形成されている。隙間ＣＬの幅は、例えば、０．５ｍｍである。
【００３９】
回転シャフト４は、インペラ３の貫通穴３２内に回転軸Ｘと同軸に配置されている。回転シャフト４は、図示していないが、その一部がインペラ３と接続されている。これにより、回転シャフト４が回転軸Ｘを中心として回転することでインペラ３が回転する。
【００４０】
回転シャフト４は、略円柱状の軸体である。回転シャフト４の両端部は、図１及び図３に示すように、それぞれ半球状に形成されている。すなわち、回転シャフト４の上端部４１及び下端部４２は、それぞれ半球状に形成されている。本実施形態において、回転シャフト４は、上下左右対称に形成されている。また、回転シャフト４は、ステンレス鋼（例えば、ＳＵＳ３０４）により構成されている。
【００４１】
軸受部５は、図１に示すように、回転シャフト４の上端部４１を回転可能に支持する上軸受部５１と、回転シャフト４の下端部４２を回転可能に支持する下軸受部５２とを備えている。すなわち、遠心型血液ポンプ１は、回転シャフト４の両端部を回転可能に支持するダブルピボットタイプの血液ポンプである。上軸受部５１及び下軸受部５２は、例えば、超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）により構成されている。
【００４２】
上軸受部５１は、回転シャフト４の上端部４１の半球状部分の曲率と同じ曲率を有するとともに、当該半球状部分の外表面よりも内表面が小さい凹部５１ａを備えている。同様に、下軸受部５２は、回転シャフト４の下端部４２の半球状部分の曲率と同じ曲率を有するとともに、当該半球状部分の外表面よりも内表面が小さい凹部５２ａを備えている。なお、ここで、「半球状部分の曲率と同じ曲率を有する凹部」には、半球状部分の曲率と寸法誤差等を考慮して実質的に同じ曲率を有する凹部が含まれる。当該凹部は、半球状部分を実質的に隙間なく回転可能に支持するものであればよい。また、「外表面」及び「内表面」は、露出面積を意味する。
【００４３】
流入ポート２３の流入口２３ａから空間Ｓ内に流入された血液は、インペラ３の貫通穴３２内に流入する。回転装置６２によりインペラ３が回転シャフト４を中心として回転軸Ｘ回りに回転するとき、貫通穴３２内に流入する血液は、インペラ３の遠心力により流路３１を通じてケーシング２の外周側面へ流れる。このとき、回転シャフト４の各端部４１，４２の半球状部分の外表面と軸受部５の凹部５１ａ，５２ａの内表面との接触面積が小さいので、それらの接触部分の摩擦力により血液が溶血することを抑えることができる。
【００４４】
ケーシング２の外周側面へ流れる血液の大部分は、流出口２４ａを通じて流出ポート２４内に入り、遠心型血液ポンプ１の外部に流出する。一方、ケーシング２の外周側面へ流れる血液の一部は、隙間ＣＬを通じて貫通穴３２内に戻る。すなわち、ケーシング２内の血液は、局所的に滞留することなく、循環するようになっている。これにより、回転シャフト４の各端部４１、４２と軸受部５の凹部５１ａ，５２ａとの摩擦によって発熱しても、血液が循環することにより温度上昇を抑えることができ、前記発熱によって血栓が発生することを抑えることができる。また、回転シャフト４の各端部４１、４２の半球状部分の外表面と軸受部５の凹部５１ａ，５２ａの内表面との接触面積が小さいので、発熱自体を抑えることができる。
【００４５】
本実施形態によれば、軸受部５の凹部５１ａ，５２ａが、回転シャフト４の各端部４１，４２の半球状部分の曲率と同じ又は略同じ曲率を有している。これにより、軸受部５は回転シャフト４の両端部をしっかりと支持することができる。
【００４６】
また、本実施形態によれば、軸受部５の凹部５１ａ，５２ａが回転シャフト４の各端部４１，４２の半球状部分の外表面よりも内表面が小さく形成されている。この構成によれば、回転シャフト４と軸受部５との間で生じる溶血をより一層抑えることができる。また、回転シャフト４と軸受部５との間の発熱を抑えて、血栓が発生することを抑えることができる。
【００４７】
また、本実施形態によれば、インペラ３として、血液が通る流路３１が内部に設けられたクローズドインペラを用いている。この構成によれば、インペラ３にかかる軸受荷重を減らすことができ、かつケーシング２内の血液量を抑えて、プライミングボリュームを小さくすることができる。
【００４８】
また、本実施形態によれば、流路３１は、回転軸Ｘに対して直交する平面上に延在するように設けられている。また、従動側磁石３３と駆動側磁石６１とは、回転軸Ｘに対して直交する平面上に設けられている。これらの構成によれば、インペラ３に対して上下方向に力がかかることを抑えることができる。これにより、回転シャフト４と軸受部５との間にかかる上下方向（回転軸Ｘの延在方向）の力を抑えて、溶血をより一層抑えることができる。また、遠心型血液ポンプ１の上下方向の厚みを抑え、遠心型血液ポンプ自体の大きさを小さくすることができる。
【００４９】
なお、人工透析装置に求められるポンプの流量は、例えば、３００〜６００ｍＬ／分程度であり、人工心肺装置に求められるポンプの流量に比べてかなり低い。このため、従来の遠心型血液ポンプを人工透析装置に用いる場合には、ポンプの流量を低くする必要がある。遠心型血液ポンプは遠心力を利用して血液を押し出すものであるので、遠心型血液ポンプの流量を低くするにはポンプの回転数を下げることが考えられるが、ポンプの回転数を下げるとケーシング内に血液の滞留部ができ血栓形成の原因となる。このため、従来の人工心肺用の遠心型血液ポンプを用いることはできない。ポンプの回転数を下げる方法以外には、ケーシング及びインペラの直径を小さくすること、すなわち、遠心型血液ポンプを小型化することが考えられる。
【００５０】
しかしながら、従来の遠心型血液ポンプの構成のままで小型化すると、回転シャフトと軸受部との間の摩擦力によって生じる溶血及び血栓の発生が無視できないレベルになる。
【００５１】
これに対して、本実施形態によれば、軸受部５の凹部５１ａ，５２ａが回転シャフト４の各端部４１，４２の半球状部分の曲率と同じ又は略同じ曲率を有しているので、遠心型ポンプ１を人工透析用に用いるために小型化しても、軸受部５は回転シャフト４の両端部をしっかりと支持することができる。また、軸受部５の凹部５１ａ，５２ａの内表面が回転シャフト４の各端部４１，４２の半球状部分の外表面よりも小さく形成されているので、回転シャフト４と軸受部５との間で発生する摩擦力を低減することができる。その結果、遠心型ポンプ１を人工透析用に用いるために小型化しても、溶血及び血栓の発生を無視できるレベルに抑えることが可能になる。
【００５２】
次に、回転シャフト４と軸受部５との好ましい接触角度について説明する。
【００５３】
図８は、回転シャフト４と軸受部５との接触角度、インペラ３の直径を変えて作成した本実施例に係る複数のポンプ（ＮＹ１〜ＮＹ４と示す）、並びに、比較例に係るジャイロポンプ（Ｇｙｒｏと示す）に対する溶血評価試験の結果を示すグラフである。
【００５４】
図９〜図１１は、回転シャフト４と軸受部５との接触角度を示す図である。本実施形態において、回転シャフト４の上端部４１及び下端部４２、並びに、軸受部５の凹部５１ａ及び凹部５２ａは、同じ形状及び大きさである。このため、図９〜図１１では、回転シャフト４の下端部４２と下軸受部５１の凹部５２ａとの位置関係を代表例として示している。
【００５５】
前述したように、下軸受部５２は、回転シャフト４の下端部４２の半球状部分の曲率と同じ又は略同じ曲率を有するとともに、当該半球状部分の外表面よりも内表面が小さい凹部５２ａを備えている。すなわち、図９〜図１１に示すように、凹部５２ａの深さＤ１〜Ｄ３は、回転シャフト４の下端部４２の半球状部分の半径ｒよりも短く設定されている。
【００５６】
ＮＹ１ポンプにおいては、回転シャフト４の下端部４２の半球状部分と凹部５２ａとの接触面の外周エッジＥと当該半球状部分の中心Ｐとを通る直線Ｌ２と、回転軸Ｘとが成す角度θが３０°に設定されている。ここでは、当該角度θを、簡略化して接触角度θともいう。ＮＹ２ポンプにおいては、接触角度θが４５°に設定されている。ＮＹ３ポンプにおいては、接触角度θが６０°に設定されている。ＮＹ１〜ＮＹ３ポンプは、インペラ３の直径が３０ｍｍに設定されている。図８には、これらのＮＹ１〜ＮＹ３ポンプに対して、インペラ３の回転数を２，０００ｒｐｍ、ポンプ流量を５０ｍＬ／ｍｉｎとして溶血評価試験を行い、当該溶血評価試験により得られた一般化溶血指数（ＮＩＨ（ｇ／２０ｍｉｎ））が示されている。
【００５７】
ジャイロポンプは、人工心肺装置で使用される一般的な遠心型血液ポンプである。図８には、このジャイロポンプに対して、インペラ３の回転数を２，０９０ｒｐｍ、ポンプ流量を５Ｌ／ｍｉｎとして溶血評価試験を行い、当該溶血評価試験により得られた一般化溶血指数（ＮＩＨ（ｇ／２０ｍｉｎ））が示されている。
【００５８】
なお、標準化溶血指数ＮＩＨの計算式としては、ＡＳＴＭ規格の計算式が一般的に知られている。このＡＳＴＭ規格の計算式は、ポンプ流量を５Ｌ／ｍｉｎとして血液１００Ｌの溶血指数ＮＩＨ（ｇ／１００Ｌ）を計算するものである。しかしながら、本実施例に係るＮＹ１ポンプ、ＮＹ２ポンプ、及びＮＹ３ポンプのポンプ流量は、いずれも５０ｍＬ／ｍｉｎであり、ＡＳＴＭ規格の計算式をそのまま適用することはできない。一方、ポンプ流量を５Ｌ／ｍｉｎとして血液１００Ｌの溶血を評価する時間は、２０分である。このため、ＡＳＴＭ規格の計算式を変形し、評価時間を２０分とした以下の計算式により、各ポンプの一般化溶血指数（ＮＩＨ（ｇ／２０ｍｉｎ））を得た。
【００５９】
[数１]
ＮＩＨ（ｇ／２０ｍｉｎ）＝ΔfreeHb×Ｖ×（１００−Ｈｔ）／１００×（２０／Ｔ）
【００６０】
上記計算式において、ΔfreeHbは、サンプリングの時間間隔における血漿遊離ヘモグロビン濃度の差（ｍｇ／Ｌ）を示している。Ｖは、回路内流量（Ｌ）を示している。Ｈｔは、ヘマトクリット値（％）を示している。Ｔは、サンプリングの時間間隔（ｍｉｎ）を示している。
【００６１】
図８から分かるように、ＮＹ１ポンプの一般化溶血指数は約０．００６１であり、Ｎ２ポンプの一般化溶血指数は約０．００９３であり、ＮＹ３ポンプの一般化溶血指数は約０．０１１４であった。また、ジャイロポンプの一般化溶血指数は約０．０２４８であった。これにより、本実施例に係るＮＹ１ポンプ、ＮＹ２ポンプ、及びＮＹ３ポンプによれば、従来のジャイロポンプよりも溶血を大幅に抑えられることが分かる。
【００６２】
また、ＮＹ３ポンプよりもＮＹ２ポンプの方が一般化溶血指数が低く、ＮＹ２ポンプよりもＮＹ１ポンプの方が一般化溶血指数が低い。これにより、接触角度θを小さくするほど、溶血を抑えられることが分かる。すなわち、接触角度θは、６０°以下であることが好ましく、４５°以下であることがより好ましく、３０°であることが更に好ましいことが分かる。一方、接触角度θが小さすぎると、回転シャフト４を軸受部５が十分に支持できず、回転シャフト４が軸振れするおそれがある。このため、接触角度θは、３０°±５°程度、すなわち、２５°〜３５°程度に設定することが好ましいと考えられる。
【００６３】
一方、図８に示すＮＹ４ポンプは、接触角度θをＮＹ３ポンプと同じ６０°に設定し、インペラ３の直径をＮＹ３ポンプよりも大きい３４ｍｍに設定したものである。インペラ３の直径を大きくすることで、ポンプ流量を向上させることができる。従って、ポンプ流量を同じとした場合、インペラ３の回転数を低減することができる。このため、図８には、ＮＹ４に対して、インペラ３の回転数を１,７６０ｒｐｍ、ポンプ流量を５０ｍＬ／ｍｉｎとして溶血評価試験を行い、当該溶血評価試験により得られた一般化溶血指数（ＮＩＨ（ｇ／２０ｍｉｎ））が示されている。
【００６４】
図８から分かるように、ＮＹ４ポンプの一般化溶血指数は約０．００８５であった。これにより、本実施例に係るＮＹ４ポンプによれば、ＮＹ３ポンプよりも溶血を抑えられることが分かる。すなわち、インペラの直径を大きくしてインペラの回転数を低減することで、溶血をより一層抑えられることが分かる。
【００６５】
なお、本発明は前記実施形態に限定されるものではなく、その他種々の態様で実施できる。例えば、前記では、インペラ３の流路３１の形状を直線状としたが、本発明はこれに限定されない。インペラ３の流路３１は、円弧状などの他の形状であってもよい。
【００６６】
また、前記では、インペラ３は、２つの流路３１，３１を備えるものとしたが、本発明はこれに限定されない。インペラ３は、１つ又は３つ以上の流路３１を備えてもよい。この場合、インペラ３の回転バランスを損ねないように、流路３１は、バランスよく配置されることが好ましい。例えば、インペラ３が３つの流路３１を備える場合、流路３１は均等間隔に配置されることが好ましい。なお、前記実施形態のようにインペラ３の流路３１を２つにする方が、製造が容易であるとともに、インペラ３の回転バランスも取りやすい。
【産業上の利用可能性】
【００６７】
本発明に係る遠心型血液ポンプは、回転シャフトと軸受部との間で生じる溶血及び血栓の発生をより一層抑えることができるので、人工透析装置のみならず、人工心肺装置などに用いるポンプとして有用である。
【符号の説明】
【００６８】
１    遠心型血液ポンプ
２    ケーシング
３    インペラ
４    回転シャフト
５    軸受部
２１    上部ケーシング
２２    下部ケーシング
２３    流入ポート
２３ａ  流入口
２４    流出ポート
２４ａ  流出口
３１    流路
３２    貫通穴
３３    従動側磁石
４１    上端部
４２    下端部
５１    上軸受部
５１ａ  凹部
５２    下軸受部
５２ａ  凹部
６１    駆動側磁石
６２    回転装置
【図１】
0006674802.tif 000002
【図２】
0006674802.tif 000003
【図３】
0006674802.tif 000004
【図４】
0006674802.tif 000005
【図５】
0006674802.tif 000006
【図６】
0006674802.tif 000007
【図７】
0006674802.tif 000008
【図８】
0006674802.tif 000009
【図９】
0006674802.tif 000010
【図１０】
0006674802.tif 000011
【図１１】
0006674802.tif 000012