OS1-3-6
LIFE2012

2012 年 11 月 2 日－4 日 愛知 (名古屋大学)

� ����������とした������血液ポンプ��������������血�������Effect of Minimum Thrust Bearing Gap on Hemolysis of a Hydrodynamically LevitatedCentrifugal Blood Pump for Extracorporeal Circulatory Support○ 村重智崇（東理大院）
西田正浩（産総研）
山根隆志（神戸大）
川口靖夫（東理大）

小阪亮（産総研）
丸山修（産総研）
桑名克之（泉工医科工業）*Tomotaka MURASHIGE, †Ryo KOSAKA, †Masahiro NISHIDA, †Osamu MARUYAMA,‡Takashi YAMANE, §Katsuyuki KUWANA, ¶Yasuo KAWAGUCHI*Graduate School of Science and Technology, Tokyo University of Science, †National Institute of Advanced Industrial
Science and Technology(AIST), ‡Kobe University, §Senko Medical Instrument Mfg, Co., Ltd., ¶Tokyo University of Science

Abstract: We have been developing a hydrodynamically levitated centrifugal blood pump with a disposable pump head forextracorporeal circulatory support. The impeller levitated using hydrodynamic bearings without any displacement-sensing
module and feedback control circuit. However, narrow bearing gap has the influence for causing hemolysis. The purpose ofthis study is to evaluate the effect of minimum thrust bearing gap on hemolysis of a hydrodynamically levitated centrifugal
blood pump for hemolysis reduction. First, we adjusted impeller levitation position by changing the top shroud area andmeasured the thrust bearing gap using a laser focus displacement meter. Second, we conducted in vitro hemolysis test byusing bovine blood at a pressure head of 200 mmHg and a flow rate of 4.0 L/min for 2 hours. Consequently, it was foundthat the hemolysis level was improved by expanding the outer-bottom and top bearing gaps.
Key words: Hydrodynamic bearing, Thrust bearing gap, Hemolysis, Centrifugal blood pump
1. 緒言
心疾患は，我が国の死因第 2 位となる重大な疾患である．
この心疾患の代表的な病態に，心臓のポンプ機能が低下する重症心不全がある．重症心不全の治療には，心臓移植が有効である．しかしながら，我が国では 2010 年 10 月に全面的に施行された改正臓器移植法後，以前に比べて移植数は増加しつつあるが，未だ深刻なドナー不足が続いている．
そこで，補助循環ポンプを用いて，心機能を機械的に補助する補助循環が適用されている．心臓移植までのつなぎとしては，埋込型補助人工心臓が用いられ，これまで様々なデバイスが開発されてきた．埋込型補助人工心臓は，長期耐久性を有し，デバイスを体内に埋め込むため，移植待機期間に患者は退院および社会復帰が可能となる．一方，重症心不全患者に対して補助人工心臓を用いることで，心機能が回復する事例が報告されている(1)．埋込型補助人工心臓は，デバイスを体内に埋め込むため，心機能回復時にデバイスを体内から取り出すことは，患者への侵襲が大きい．
そこで，近年では重症心不全患者の治療方針が決定するまでのつなぎ（Bridge-to-Decision，BTD）として，早期に使用する体外型補助循環ポンプが必要とされている．国外では，Levitronix 社の CentriMag を用いて 6 ヶ月間の補助を行った後に，心臓移植へ移行した実績が報告されており，体外型補助循環ポンプの有用性が示されつつある(4)．現在，我が国で使用される体外型補助循環ポンプには，接触軸受を採用した主に心臓手術に用いられる体外循環ポンプ，および空気圧によってダイヤフラムを駆動させる拍動流ポンプの 2 種類がある．しかしながら，BTD の用途では数ヶ月におよぶ補助も想定されるため，既存の体外循環ポンプでは，耐久性および血液適合性が懸念される．そこで，我々は埋込型補助人工心臓に適用されている非接触軸受技術の一つである動圧軸受を，体外型デバイスに応用することを考えた．これにより，デバイスの耐久性が向上するため，BTD 用途および心臓手術使用など体外型補助循環の各用途を使用目的とした体外型補助循環ポンプの開発が可能となった．しかしながら，インペラの浮上位置の調整が不十分であるため，軸（スラスト）方向の軸受隙間が狭く，高剪断による溶血（血球破壊）が懸念される．そこで，本研
究ではインペラ上面シュラウド面積を変更することによってインペラ浮上位置の調整を行った．続いて，本ポンプの溶血低減となる指針を得るため，スラスト軸受最小隙間が溶血に与える影響を評価することを目的として，スラスト軸受隙間計測および in vitro 溶血試験を行った．
2. 実験方法
2-1 対象とした血液ポンプ
本研究で対象としたのは，体外型補助循環を目的とした動圧浮上遠心血液ポンプである．図 1 に示す本ポンプのポンプヘッドは，一回限りの使用で使い捨てとするディスポーザブル方式を目標としている．ポンプヘッドは，上面ケーシング，インペラ，および下面ケーシングの 3 部品から構成される．インペラの直径は，57.8 mm で 90 º 毎に配置された 4 本の直線流路を有し，流路の上下面がシュラウドで覆われたクローズドベーンを採用している．軸受には，非接触軸受である動圧軸受を採用した．スラスト軸受として，インペラ上下面に溝深さ 100 µm のスパイラル溝を，半径（ラジアル）方向の軸受として，下面ケーシング中央円筒側面に溝深さ 50 µm のヘリングボーン溝を採用している．これにより，スラストおよびラジアル方向の動圧軸受を構成し，インペラは非接触駆動するため，機械的耐久性は半永久的となる．本ポンプは，ポンプヘッドをモータに取り付けることで，インペラ内の永久磁石とモータ内の永久磁石間の磁気力により，ラジアル磁気カップリングによ−1−LIFE2012って駆動する．本ポンプの特徴として，市販の体外循環ポンプであるメラ遠心ポンプ(HCF-MP23，泉工医科工業㈱)と同一モータユニットで駆動が可能となる．これにより，主に手術時に使用されるメラ遠心ポンプから長期補助が必要になった際は，本ポンプへ駆動装置を換えることなくシフトすることが可能となるため，治療の幅が広がると考えられる．また，既にメラ遠心ポンプの駆動装置を導入している医療機関においては，本ポンプが市販された際はポンプヘッドのみの導入で済むため，機器導入の負担が軽減されると考えられる．本ポンプヘッドは，モータユニットの形状に合われて設計されているため，スラスト軸受隙間が図 2 に示すように上面隙間，下面内隙間，および下面外隙間と 3 箇所存在する．よって，この 3 箇所のスラスト軸受隙間が溶血に与える影響を評価するため，まずインペラ浮上位置調整およびスラスト軸受隙間計測を行うことで，3箇所のスラスト軸受隙間の溶血評価モデルの選定を行った．
そして，溶血評価モデルを用いて in vitro 溶血試験から，スラスト最小軸受隙間の溶血特性を評価した．

Fig. 1

同様に，インペラ下面に作用する流体力 Fb はFb 

Thrust bearing gaps

2-2 インペラ浮上位置調整方法
これまでの研究により，インペラのシュラウド面積を変更することで，インペラ浮上位置の調整が可能であることが分かっている(3)．そこで，本研究ではインペラ上面シュラウド面積を変更することによって，インペラ浮上位置の調整を行った．原理について，以下で説明する．
r はインペラ半径，θ は周方向角度とし，r および θ におけるインペラ上面に作用する局所圧を P1(r,θ)，インペラ下面に作用する局所圧を P2(r,θ)とする．この局所圧をインペラ上面および下面の面積で積分したものが，インペラに作用する流体力となる．インペラ上面に作用する流体力 Ft
は，インペラ内径を r1，外径を r2 とすると
r20r1r20r12(2)とそれぞれ表される．式（1）および式（2）から，インペラ上面および下面に作用する流体力の差 Fs は次式で表される．

Fs  Ft  Fb(3)この Fs をスラスト荷重と呼ぶ．図 3 に示すようにインペラ上面のシュラウド面積を調整することで，インペラ上面の局所圧が P1(r,θ)から P1(r,θ)+P´(r,θ)に変わるため，この局所圧を面積積分した Ft の大きさを変更できる．その結果，スラスト荷重が変わることで，インペラに作用する流体力のバランスが変化し，インペラ浮上位置の調整が可能となると考えられる．
また，インペラ浮上位置の調整に加え，最小軸受隙間位置を変更するため，インペラ初期位置の調整を行った．本ポンプは初期状態で，インペラ下面外側が下面ケーシングに接しているため，形状的にスラスト下面内隙間が広くなる設計となっている．そこで，インペラ下面内側に動圧溝付きスペーサを取り付けることによって，インペラ下面内側が初期状態で下面ケーシングに接するようにすることで，下面外隙間が広くなる設計とした．これにより，下面内隙間を最小軸受隙間に設定することができる．

Disposable pump headFig. 222  P (r, )  drdFig. 3Ft 2012 年 11 月 2 日－4 日 愛知 (名古屋大学)  P (r, )  drd1(1)Adjustment of impeller levitation

2-3 スラスト軸受隙間計測
上面シュラウド面積を変更したインペラを用いて，レーザフォーカス変位計（LT-8110，㈱キーエンス）を使用した
スラスト軸受隙間計測を行い，ポンプ回転数に対するインペラ変位を計測した．図 4 に示す計測回路は，ポリ塩化ビニル製リザーバ（特注品，泉工医科工業㈱），ポリ塩化ビニル製チューブ(MERA EXCELINE-H，泉工医科工業㈱)，クランプによる流路抵抗，および血液ポンプからなる模擬循環回路を用いた．インペラ内の永久磁石がレーザのターゲットになるように，変位計はポンプ上側に設置した．作動
流体には，血液粘度を模擬した粘度 3.0 mPa·s（25 ºC）のグリセリン水溶液を使用した．計測前にクランプを，体外循環を想定した圧力 200 mmHg，流量 4.0 L/min となるよう調整しておき，計測中はクランプを一定に保ったまま回転数を 3500 rpm まで増加させて計測した．計測項目はスラスト
上面隙間，評価項目はスラスト軸受隙間として，計測は 1kHz で 10 秒間サンプリングした．また，初期条件としてスラスト上下隙間の合計を 300 ± 1 µm に設定し，この上下隙間合計値と上下隙間計測値から，スラスト上下隙間を算出した．

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Fig. 4

Photograph of thrust bearing gap measurement

2-4 in vitro 溶血試験
スラスト軸受隙間計測によって選定した 3 種類のポンプモデルにおいて，スラスト軸受最小隙間が溶血に与える影響を評価するため，in vitro 溶血試験を行った．試験ポンプ
は，3 種類のポンプモデルであり，市販の体外循環ポンプの BPX-80（Medtronic, USA）を対照ポンプとして，相対比較試験を行った．図 5 に示す試験回路は，スラスト軸受隙間計測で使用したものと同じものであるポリ塩化ビニル製リザーバ，ポリ塩化ビニル製チューブ，クランプによる流路抵抗，および血液ポンプからなる模擬循環回路を用いた．
リザーバは，37 ºC に保たれた恒温槽内に浸けた．作動流体には，クエン酸ナトリウムを添加した同一ロットのウシ保存血を用い，ヘマトクリット値が 30 %になるよう調整して使用した．駆動条件は，体外循環を想定した圧力 200 mmHg，
流量 4.0 L/min，試験時間を 2 時間とした．試験開始後 30分毎に採血した血液の血漿から，遊離ヘモグロビン濃度を，分光光度計（UV-1600，㈱島津製作所）を用いて TMB 法により定量し，溶血指数である NIH（Normalized Index ofHemolysis）を下記の式（4）より算出した．

NIH 

fHb  V  (1 T  Q

Ht)
100 [g / 100L](4)

ここで，ΔfHb は遊離ヘモグロビン濃度の増加量[g/L]，V は閉回路内の血液総量[L]，Ht はヘマトクリット値[%]，ΔTは還流時間[min]，Q は流量[L/min]である．NIH とは，試験回路内で血液 100 L を，血液ポンプによって循環させた際に，血漿中に溶出するヘモグロビンの総量である．この NIHが低い程，血液ポンプの溶血特性が優れている．

2012 年 11 月 2 日－4 日 愛知 (名古屋大学)

3. 結果および考察
スラスト軸受隙間計測の結果を図 6-8 に示す．各グラフの横軸はポンプ回転数を，縦軸はスラスト軸受隙間を表している．破線横軸にはスラスト上下隙間の合計を，破線縦軸には体外循環を想定した圧力 200 mmHg，流量 4.0 L/minとなる定格回転数を表している．また，表 1 に各ポンプモデルのパラメータを示した．図 6 において，上面シュラウド面積を変更前の 946 mm2 から 1214 mm2 に調整することによって，インペラ上面に作用する流体力が増加し，インペラ下向きの力が増えたことで，定格回転数時のインペラ浮上位置は下面ケーシング寄りとなった．この時の最小軸受隙間は，下面外隙間の 109 µm となった．図 7 において，インペラ下面内側に動圧溝付きスペーサを取り付けたインペラを用いて，インペラ上面シュラウド面積を 1413 mm2に調整することによって，定格回転数時のインペラ浮上位置は上面ケーシング寄りとなった．この時の最小軸受隙間は，上面隙間の 96 µm となった．同様に，図 8 においてもインペラ下面内側に，動圧溝付きスペーサを取り付けたインペラを用いて，インペラ上面シュラウド面積を 1717 mm2に調整することによって，定格回転数時のインペラ浮上位置は上面ケーシング寄りとなった．この時の最小軸受隙間は，上面隙間の 116 µm となった．各ポンプモデルとも，インペラ上面シュラウド面積を変更することで，インペラ全体に作用する流体力のバランスが変化し，インペラ浮上位置が変わったものと考えられる．インペラ浮上位置の調整およびスラスト軸受隙間の計測結果から，下面外隙間評価モデル，上面隙間評価モデル，および下面内隙間評価モデルを選定し，各ポンプモデルの最小軸受隙間の大きさは，ほぼ同等であることが分かった．
次に，スラスト軸受隙間計測によって選定した，各軸受隙間の溶血評価モデルを用いて行った in vitro 溶血試験結果を図 9 に示す．下面外隙間評価モデルの NIH は 0.357g/100L，上面隙間評価モデルの NIH は 0.290 g/100L，および下面内隙間評価モデルの NIH は 0.201 g/100L となった．
対照ポンプである BPX-80 の NIH は 0.149 g/100L であった．
本結果から，3 箇所のスラスト軸受隙間のうち，下面外隙間が最も溶血に影響を与えて，続いて上面隙間，下面内隙間の順であることが分かった．また，市販血液ポンプである BPX-80 の NIH を 1 とした際の NIH 比を考えると，下面外隙間評価モデルは市販血液ポンプの 2.4 倍，上面隙間評価モデルは 1.9 倍，下面内隙間評価モデルは 1.3 倍溶血することが分かった．Giersiepen らによって，溶血量は剪断応力 τ と血液が剪断に晒される時間である曝露時間 t に相関して，その関係は式(5)で表せることが報告されている(4)．
dHb
 3.62  10  5 2.416  t 0.786Hb(5)最小軸受隙間における流れをニュートン流体およびクエット流であると仮定すると，剪断応力は剪断速度に相関する．
そこで，各ポンプモデルの最小軸受隙間外周での最大剪断
速度 D を式(6)から算出した．
DFig. 5

Photograph of in vitro hemolysis testRh(6)

ここで，R は最小軸受隙間のインペラ半径，ω は溶血試験時のポンプ回転数から算出したインペラ角速度，h はスラ
スト軸受隙間計測によって求めた最小軸受隙間の大きさで−3−LIFE2012

Thrust bearing gap [m]

0.400

0.000

Outerbottom gap
evaluation
Top gap
Evaluation
Innerbottom gap
evaluation

2000

3000

Thrust bearing gap [m]Result of outer-bottom gap evaluation model

Total thrust bearing gap is 300 m300n=1200
100Top gap
evaluation

00

1000

2000

3000

Rotational speed [rpm]Fig. 7Thrust bearig gap [m]BPX-80 Outer-bottom Top gap Inner-bottom
gap evaluation evaluation gap evaluation

Result of top gap evaluation model

Total thrust bearing gap is 299 m
n=1200Inner-bottom
gap evaluation
1000

2000

3000

Rotational speed [rpm]Result of inner-bottom gap evaluation model

Results of hemolysis test

Table 1

Outer-bottom
gap evaluation
10000.201

0.149

Fig. 9

Rotational speed [rpm]Fig. 80.200

Pumpmodel00000.2900.300n=1100100

0.357

0.100

200300n=1Total thrust bearing gap is 300 m300

Fig. 6200 mmHg, 4 L/min, 2 hr

0.500

NIH [g/100L]ある．下面外隙間評価モデルの最小軸受隙間の最大剪断速度は 78,000 s-1 ，上面隙間評価モデルの最大剪断速度は76,000 s-1，下面内隙間評価モデルの最大剪断速度は 47,000
s-1 となった．この最小軸受隙間における外周の最大剪断速度が減少してくにつれ，溶血量も減少していることが分かる．よって，各ポンプモデルの最小軸受隙間外周での最大剪断速度の観点から，3 箇所のスラスト軸受隙間のうち，下面外隙間が最も溶血に影響を与えて，続いて上面隙間，下面内隙間の順であると考えられる．また，下面外隙間および上面隙間を広げることで，本ポンプの溶血特性は改善できると考えられる．今後同一ポンプモデルを用いて，invitro 溶血試験の繰り返し実験を行い，NIH の信頼性を向上させる．

2012 年 11 月 2 日－4 日 愛知 (名古屋大学)

Summary of each pump model
Spiral groove
ThrustTop
minimumshroudOuterInnerbearing gap Top
areabottom bottom(mean ± SD)
1214[mm2]

109 ± 14[µm]

○○×

1413
[mm2]

96 ± 9[µm]

○○

○

1717
[mm2]

116 ± 9[µm]

○○○

4. 結言
本研究では，スラスト最小軸受隙間が溶血に与える影響を評価し，本ポンプの溶血低減となる指針を得るために，インペラ浮上位置の調整，スラスト軸受隙間計測および invitro 溶血試験を行った．スラスト軸受隙間計測から，インペラ上面シュラウド面積を変更することで，3 箇所のスラスト軸受隙間がそれぞれ最小軸受隙間となるようインペラ浮上位置の調整ができ，3 種類のポンプモデルの最小軸受隙間の大きさはほぼ同等であることを確認した．溶血試験から，3 箇所のスラスト軸受隙間のうち，下面外隙間が最も溶血に影響を与え，続いて上面隙間，下面内隙間の順であることが分かった．本結果から，下面外隙間および上面隙間を広げることにより，本ポンプの溶血特性は市販血液ポンプの 1.3 倍に改善できることが分かった．
参考文献(1) 許俊鋭，補助循環マスターポイント 102，株式会社メジカルビュー社，改訂第 2 版，p. 26，2009.
(2) Alessandro B., et al, 6 Months of “Temporary” Support by
Levitronix Left Ventricular Assist Device, Artif Organs, Vol. 36,
No. 7, pp. 639-642, 2012.
(3) 吉田文彦ら，補助循環用動圧浮上式遠心ポンプの軸受隙間評価，日本機械学会茨城講演会講演論文集，No. 90-2，pp.261-262，2009.
(4) Giersiepen, M., et al, Estimation of Shear Stress-related
Blood Damage in Heart Valve Prostheses - in vitro comparisonof 25 aortic valves, Int J Artif Organs, Vol. 13, No. 5,
pp.300-306, 1990.

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