JP4059316B2

JP4059316B2 - Blood pump

Info

Publication number: JP4059316B2
Application number: JP2002165928A
Authority: JP
Inventors: 剛大久保; 俊幸長田; 隆志山根
Original assignee: Mitsubishi Heavy Industries Ltd; National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Current assignee: Mitsubishi Heavy Industries Ltd; National Institute of Advanced Industrial Science and Technology AIST
Priority date: 2002-06-06
Filing date: 2002-06-06
Publication date: 2008-03-12
Anticipated expiration: 2022-06-06
Also published as: JP2004011525A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血液ポンプに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
流体の圧送に用いられるポンプとして、ハウジングと、該ハウジング内に収容された羽根車と、該羽根車を回転駆動する駆動機構とを備え、前記ハウジング内に、その軸線方向から取り込んだ流体を前記羽根車の回転により、この羽根車の回転の接線方向へ圧送する遠心ポンプが知られている。
【０００３】
前記ハウジングは、例えばＬ字形状に曲がった流路を有し、該流路内に、前記回転軸を軸線として回転可能に前記羽根車が軸支されている。そして、この羽根車は、前記流路の内壁面を貫いて外部に突出した回転軸を、前記モータが回転駆動することによって回転され、前記流路内に液流を生じさせるものとなっている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、この種の遠心ポンプは、前記回転軸を有することに起因して、その耐久性向上にも限界があった。
すなわち、前記モータは流路内に配置することができないため、この流路の外部に配置する必要がある。そして、前記流路内部の羽根車と流路外部のモータとを連結するため、前記回転軸は、流路の内壁面を貫く構成となる。さらに、この貫通部分を通って流路の外部に流体が漏れるのを防ぐ必要があるため、この貫通部分には軸シール機構が必要になる。
この軸シール機構の装備により、流体の漏洩は阻止されるものの、軸シール機構そのものが短命であるため、遠心ポンプの寿命を長くするにあたっての障害となっていた。
【０００５】
この問題を解決すべく、流路内部の回転軸を外部に貫通させずに、外部のモータと磁気カップリングで連結する方式の遠心ポンプが提案されている。
しかしながら、この磁気カップリングを用いると、遠心ポンプの軸方向長さが大きくなってしまうという問題を生じることになる。
特に、前記流体として、例えば血液を圧送する遠心ポンプでは、体内に埋め込んで用いられる関係上、極力小型化されることが望まれている。この小型化の観点から見た場合、磁気カップリングを用いるタイプや、従来の貫通する回転軸を用いるタイプのいずれも、装置の小型化には限界があった。
【０００６】
また、羽根車を有する回転体を回転軸線上に位置する静止軸受で軸支する遠心ポンプにおいて、圧送する流体を血液とする人工心臓ポンプがある。この人工心臓ポンプでは、血液を静止軸受と回転体との間に導き入れて動圧軸受を形成させ、回転体を駆動機構で回転させるものがある。この場合、静止側の軸受をなす静止軸受と回転動作する羽根車を有する回転体との相対的な速度差により、動圧軸受に流入する血液に多大なせん断応力が作用する。これによって、赤血球などの血液中の粒子が損傷して溶血量が増大するという問題があった。
【０００７】
これを回避するために、静止軸受と回転体との隙間寸法を拡大すれば上記問題が解決可能と考えられ、このことによれば、動圧軸受に流入する血液中の粒子には多大なせん断応力が作用しなくなり、血液の溶血量は減少することが期待される。
【０００８】
しかしながら、静止軸受と回転体との隙間寸法を拡大すれば、回転体の回転における偏心は動圧軸受の作用により抑えられても、軸線方向に片寄る回転体の移動を、軸線方向の拘束用の静止軸受で拘束することは比較的困難である。回転体が軸線方向に片寄る要因は、回転体の両端面にかかる圧力によるものであり、この片寄りが発生すると回転体と静止軸受との間の隙間が予め拡大されても、運転状況によっては該回転体と回転体の一方側に備わる静止軸受との隙間がほとんどなくなってしまうことがある。
【０００９】
これによって、動圧軸受を形成するために流れる血液の溶血量を上記隙間の拡大によって減少させようとしても、軸線方向の移動を拘束する静止軸受と羽根車を有する回転体との隙間の減少、つまり、軸方向に偏心してしまうことによって、血液中の粒子が損傷することになる。このように、溶血量を減少させるためには、動圧軸受を形成するための隙間寸法の拡大だけでは解決できなかった。
【００１０】
もちろん、本発明にいう流体が上述した血液に限定されるものではないので、粒子を含む流体において、該粒子を破壊しないように圧送することや、該粒子によって遠心ポンプが損傷を受けないようにするために上述したような問題を解決する必要があった。
【００１１】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、耐久性が高くて寿命が長く、なお且つ、小型で安定した動作を確保することができ、また、軸受を動圧軸受とした場合での流体中の粒子の通過性を向上させた遠心ポンプの提供を目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記課題を解決するために以下の手段を採用した。
請求項１に記載の発明は、ハウジングと、該ハウジング内に収容された羽根車と、該羽根車を回転駆動する駆動機構とを備え、前記ハウジング内に、その軸線方向から取り込んだ血液を前記羽根車の回転により、この羽根車の回転の接線方向へ圧送する血液ポンプにおいて、前記羽根車を備えた回転体と、該回転体の回転軸線上に位置し、該回転体を回転支持する静止軸受とを備え、前記回転体は、該回転体と前記静止軸受との間を流れる前記血液の一部により、前記静止軸受に対して非接触状態に回転支持され、前記静止軸受の外周面は、前記静止軸受の中心軸線からの外径寸法が前記回転体の回転方向に向かって徐々に長くなる複数の円弧を連ねた復円弧形状とされ、前記駆動機構は、前記回転体側に設けられた永久磁石と、前記ハウジング側に設けられ前記回転体を取り囲む回転磁界発生装置とを備え、前記血液の流入方向における前記回転体の前端部と、該前端部に対向する前記ハウジングの対向面との間には、前記血液の内径側へ向かう圧力差を減少させる圧力差減少手段が設けられていることを特徴とする。
【００１３】
この発明によれば、ハウジング側の回転磁界発生装置に電流を流すと回転磁界が発生し、永久磁石を備えた回転体が回転させられる。そして、ハウジング内に取り込まれた流体の一部が、回転体と静止軸受との間に導かれて潤滑液として機能し、軸線回りに回転する回転体を前記静止軸受と非接触状態に支持する。このように、回転軸を持たない構成であるため、従来のような軸シールや磁気カップリングが不要となる。
また、回転体は静止軸受に対して非接触状態に支持されているので、回転体を軸線方向に対して偏心させないよう、回転体に作用するスラスト力をバランスさせる必要がある。本発明における羽根車は遠心ポンプに用いられるものなので、必然的に上流側に吸い込み口を有するとともに下流側は半径方向に広がった形状となる。したがって、羽根車の上流側よりも下流側（後端部）の方が受圧面積が大きくなってしまう。よって、羽根車を有する回転体に作用するスラスト力の合力は、上流側に働くことになる。
本発明は、このスラスト力を次のように軽減する。回転体の前端部と、この前端部に対向するハウジングの対向面との間に、内径側に向かう流体の圧力差を減少させる圧力差減少手段を設けることにより、ここを流れる流体の圧力低下が抑制される。これにより、上流側である回転体の前端部には高い圧力状態が残存し、羽根車を有する回転体にはこの圧力上昇による荷重増加分だけ上流側に向かうスラスト力が減少することになる。これにより、前記回転体は、静止軸受に対して非接触状態であっても、軸線方向に対して偏心していない状態となる。
【００１４】
請求項２に記載の発明は、請求項１記載の血液ポンプにおいて、前記圧力差減少手段が、内径側に向かう前記血液の絞り込みを行う環状シール部とされていることを特徴とする。
【００１５】
回転体の前端部とハウジングとの間を流れる流体は、半径方向の内側に向かって流れる。なぜなら、遠心ポンプゆえ、半径方向外側の方が内側よりも羽根車の出口に近いので、圧力が高くなるからである。
本発明によれば、このような回転体の前端部とハウジングとの間を流れる流体は、流体の流れを遮る環状シール部によって絞り込まれ、環状シール部よりも半径方向外側の流体圧力が高く保持される。したがって、回転体の前端部とハウジングとの間には、流体の圧力の減少率が低い圧力勾配が形成されることとなる。このように減少しにくい圧力勾配が形成されることになるので、結果的に内径側に向かう圧力差の傾きが減少させられることとなる。
【００１６】
請求項３に記載の発明は、ハウジングと、該ハウジング内に収容された羽根車と、該羽根車を回転駆動する駆動機構とを備え、前記ハウジング内に、その軸線方向から取り込んだ血液を前記羽根車の回転により、この羽根車の回転の接線方向へ圧送する血液ポンプにおいて、前記羽根車を備えた回転体と、該回転体の回転軸線上に位置し、該回転体を回転支持する静止軸受とを備え、前記回転体は、該回転体と前記静止軸受との間を流れる前記血液の一部により、前記静止軸受に対して非接触状態に回転支持され、前記静止軸受の外周面は、前記静止軸受の中心軸線からの外径寸法が前記回転体の回転方向に向かって徐々に長くなる複数の円弧を連ねた復円弧形状とされ、前記駆動機構は、前記回転体側に設けられた永久磁石と、前記ハウジング側に設けられ前記回転体を取り囲む回転磁界発生装置とを備え、前記血液の流入方向における前記回転体の後端部と、該後端部に対向する前記ハウジングの対向面との間には、前記血液の内径側に向かう圧力差を増大させる圧力差増加手段が設けられていることを特徴とする。
【００１７】
この発明によれば、ハウジング側の回転磁界発生装置に電流を流すと回転磁界が発生し、永久磁石を備えた回転体が回転させられる。そして、ハウジング内に取り込まれた流体の一部が、回転体と静止軸受との間に導かれて潤滑液として機能し、軸線回りに回転する回転体を前記静止軸受と非接触状態に支持する。このように、回転軸を持たない構成であるため、従来のような軸シールや磁気カップリングが不要となる。
また、回転体は静止軸受に対して非接触状態に支持されているので、回転体を軸線方向において安定させるべく、回転体に作用するスラスト力をバランスさせる必要がある。本発明における羽根車は遠心ポンプに用いられるものなので、必然的に上流側に吸い込み口を有するとともに下流側は半径方向に広がった形状となる。したがって、羽根車の上流側よりも下流側（後端部）の方が受圧面積が大きくなってしまう。よって、羽根車を有する回転体に作用するスラスト力の合力は、上流側に働くことになる。
本発明は、このスラスト力を次のように軽減する。回転体の後端部と、この後端部に対向するハウジングの対向面との間に、内径側に向かう流体の圧力差を増大させる圧力差増加手段を設けることにより、流体の圧力を低下させる。このように低下させられた圧力の分だけ羽根車には上流側に向かうスラスト力が作用しなくなる。これにより、前記回転体は、静止軸受に対して非接触状態であっても、軸線方向に対して偏心していない状態となる。
【００１８】
請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の血液ポンプにおいて、前記圧力差増加手段が、前記回転体の回転と共に前記血液を半径方向に導く凸部とされていることを特徴とする。
【００１９】
回転体の後端部とハウジングとの間を流れる流体は、半径方向の内側に向かって流れる。なぜなら、遠心ポンプゆえ、半径方向外側の方が内側よりも羽根車の出口に近いので、圧力が高くなるからである。
本発明によれば、このような回転体の後端部とハウジングとの間を流れる流体は、流体を半径方向に導く凸部によって、回転体と共に周方向に流れようとする。すると、流体に作用する遠心力が増大するとともに、上述のように流体が半径方向内側に流れようとするので、この遠心力にうち勝つ圧力勾配が形成されることとなる。このように遠心力にうち勝つ圧力勾配が形成されることになるので、結果的に内径側に向かう圧力差が増大させられることとなる。
【００２０】
請求項５に記載の発明は、請求項４に記載の血液ポンプにおいて、前記凸部が前記回転体の前記後端部に設けられて放射状に形成された複数の裏羽根とされていることを特徴とする。
【００２１】
放射状に形成された複数の裏羽根によって、流体に作用する遠心力が増大することとなり、内径側に向かう圧力差が増大させられる。
【００２２】
請求項６に記載の発明は、請求項１または請求項２記載の血液ポンプに、請求項３から請求項５のいずれか１項に記載の圧力差増加手段が設けられていることを特徴とする。
【００２３】
回転体の前端部と、この前端部に対向するハウジングの対向面との間に、内径側に向かう流体の圧力差を減少させる圧力差減少手段を設けることにより、流体の圧力を増大させる。これにより、増大した圧力の分だけ、羽根車を有する回転体には下流側に向かうスラスト力が作用する。
また、回転体の後端部と、この後端部に対向するハウジングの対向面との間に、流体の内径側に向かう圧力差を増大させる圧力差増加手段を設けることにより、流体の圧力を低下させる。これにより、低下させられた圧力の分だけ羽根車を有する回転体には上流側に向かうスラスト力が作用しなくなる。
このように、回転体の前端部側の圧力状態と、後端部側の圧力状態とが互いに調整されることになり、圧力差減少手段と圧力差増加手段との相互作用により、回転体は静止軸受に対して非接触状態であっても、軸線方向において荷重が釣り合った状態となる。
【００２４】
請求項７に記載の発明は、請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の血液ポンプにおいて、前記静止軸受は、前記回転体の回転軸線方向両側に位置する円板部材を備えていることを特徴とする。
【００２５】
つまり、血液を圧送する、例えば人工心臓ポンプとして構成されることになり、ここで用いられる静止軸受と回転体とを非接触状態に回転支持する流体に血液が利用されることになる。
【００２６】
請求項８記載の発明は、請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の血液ポンプにおいて、前記回転体と、前記静止軸受とが非接触状態とされた場合における隙間寸法は、赤血球の直径の２個分以上とされた血液ポンプであることを特徴とする。
【００２７】
血液は回転体と静止軸受との間で動圧軸受として機能し、これらの間隔である隙間寸法が赤血球の直径の２個分以上として規定されることで、回転体と静止軸受との速度勾配が減少し、赤血球にかかるせん断応力が減少する。したがって、赤血球を含む血液中の粒子が、回転体と静止軸受との間で損傷を受けることがなくなる。もちろん隙間寸法が所定の間隔の以上になると動圧軸受が機能しなくなるので、該隙間寸法は赤血球の直径の３〜４個分であることがより好ましい。
【００２８】
【発明の実施の形態】
本発明の遠心ポンプの一実施形態を、図面を参照しながら以下に説明するが、本発明がこれのみに限定解釈されるものでないことは勿論である。
【００２９】
［第１の実施形態］
図１に示すように、第１の実施形態の遠心ポンプは、ハウジング１と、該ハウジング１内に収容された回転体Ｒとを備える。回転体Ｒは、羽根車２と、前シュラウド３ａ及び後シュラウド３ｂからなるシュラウド３とを備えている。さらに、回転体Ｒには、羽根車２及びシュラウド３を回転駆動する駆動機構５と、該駆動機構５に電力供給する電源（図示せず）と、該電源及び駆動機構５間を接続する電線（図示せず）とを備えている。
【００３０】
ハウジング１は、上流側ハウジング６と下流側ハウジング７とを組み合わせ、その接合部分を溶接や、ボルト（図示せず）により接合して一体化させた部品であり、上流側ハウジング６の側に形成された吸入側接続口６ａと、下流側ハウジング７の側に形成された吐出側接続口７ａとの間をつなぐ流体流路９が内部に形成されている。
【００３１】
後シュラウド３ｂは、下流側ハウジング７に嵌め合わされるとともに該後シュラウド３ｂの中心を貫通するように配置された静止軸受４により回転支持されている。そして、後シュラウド３ｂの下流端側に後述の永久磁石５ａを収容する環状の収容溝３ｃがこの内部に形成され、この収容溝３ｃの開口を閉塞する蓋体３ｄが備えられている。なお、蓋体３ｄは、永久磁石５ａを収容した状態の後シュラウド３ｂに嵌め込まれた後に溶接で固定され、収容溝３ｃ内部に流体が入り込まないように密封可能となっている。また、羽根車２に対する前シュラウド３ａ及び後シュラウド３ｂの固定方法としては、これらが別部品である場合には焼嵌めやロウ付け、接着などが適用可能であり、これらを一体成形部品とする場合には、精密鋳造で製造することが可能である。
【００３２】
駆動機構５は、シュラウド３側に内蔵された永久磁石５ａと、ハウジング１側で且つ後シュラウド３ｂを周囲より覆う同軸位置に配置された回転磁界発生装置５ｂとを備えて構成されている。回転磁界発生装置５ｂには、前記電線を介して前記電源が接続されており、電力供給を受けて回転磁界を発生させることが可能となっている。そして、この磁力を受けて永久磁石５ａが同期してその軸線回りに回転しようとすることで、羽根車２の回転が得られるようになっている。
【００３３】
静止軸受４は、後シュラウド３ｂを軸支する軸支部４ａと、軸支部４ａの上流側に設けられて流路抵抗を下げるよう曲面となった先端部４ｂと、軸支部４ａの外周部に設けられた円筒部材４ｃと、回転体Ｒの両側に位置して軸線方向の移動を拘束する円板部材４ｄとにより構成されている。
従って、回転体Ｒは、軸線方向の移動が各円板部材４ｄによって拘束され、また、半径方向の偏心が回転体の内周面と円筒部材４ｃの外周面との寸法管理によって回転可能に拘束されている。つまり、上記各部材からなる静止軸受４によって、回転体Rは回転可能に支持されている。
【００３４】
流体流路９は先端部４ｂによって径方向外側に広がる形状とされ、前シュラウド３ａと後シュラウド３ｂとに挟まれた羽根車２の羽根車内流路９ａに分岐される。この羽根車内流路９ａは、図１の断面からわかるように、入口側は回転軸に沿って上流方向、つまり軸線方向を向いており、出口側は径方向外側を向いている。
【００３５】
流体が羽根車内流路９ａに吸引されることで、流体は遠心力の作用によって昇圧され、径方向外側に吹き出されて吐出側接続口７ａから吐出されるようになっている。したがって、羽根車内流路９ａの入口側のポイントＰ１の圧力と、出口側のポイントＰ２の圧力とを比較すると、Ｐ１の圧力＜Ｐ２の圧力となっている。このため、羽根車内流路９ａから吹き出される流体の一部は、潤滑流体としてシュラウド３の外側を通って羽根車内流路９ａの入口側へ流れる。
【００３６】
さて、シュラウド３の外側を通る流路には、シュラウド３の上流側を通る上流側流路１５と、シュラウド３の下流側を通る下流側流路１６とがある。
上流側流路１５は、前シュラウド３ａの半径方向内側に位置する軸方向端面１７ａを有する前シュラウド外壁面１７と、該前シュラウド外壁面１７に対向する上流側ハウジング６の内壁面との間の空間として形成され、ここを流れる流体は隙間１８を通って羽根車内流路９ａの入口に合流する。
【００３７】
一方、下流側流路１６は、下流側ハウジング７と後シュラウド３ｂとの対向面に形成された絞り流路部２０、及び後シュラウド３ｂと静止軸受４との対向面に形成される動圧軸受２１等を有して構成され、主として下流側ハウジング７の内壁面と、後シュラウド３ｂの外壁面との間の空間として形成され、ここを流れる流体はこれらを通って羽根車内流路９ａ入口に合流する。
その際、流体は静止軸受４の先端部４ｂの背面側に位置する円板部材４ｄによって半径方向の外側に向きが案内されて羽根車内流路９ａ入口に合流する。
【００３８】
また、図２に示すように、静止軸受４の軸支部４ａの外周に設けられた円筒部材４ｃは、その中心軸線ＣＬに垂直をなす断面で見た場合の外周面２５の断面形状が、一端から他端に向かって中心軸線ＣＬからの外形寸法が徐々に変化する円弧部２５ｘ、２５ｙを、二つ連ねた２円弧形状（復円弧形状）をなしている。
【００３９】
すなわち、同図に示す二点鎖線を、前記中心軸線ＣＬと同軸の真円ＴＣとした場合、各円弧部２５ｘ、２５ｙは、回転体Ｒの回転方向に向かって徐々に真円ＴＣに接近する（すなわち、回転体Ｒの内周面に向かって接近する）円弧状となっている。このような外周面２５の形状により、回転体Ｒの内周面との間に形成される潤滑流路としての動圧軸受２１の断面形状が、回転方向に向かって徐々に狭くなるものとなっている。
【００４０】
さらに、円筒部材４ｃの部分的な外周面にスパイラルグルーブと呼ばれる螺旋溝を形成することで、流れ方向に向かって流体を昇圧させたスパイラルグルーブ軸受を有する動圧軸受２１を得ることも本実施形態では採用されている。
【００４１】
なお、本実施形態では２円弧状の場合について説明しているが、これに限らず、図３に示す３円弧形状など、３円弧以上の円弧部を有する復円弧形状を採用してもよいし、１円弧状のものであってもよい。
【００４２】
外周側の絞り流路部２０は、上流側流路１５と下流側流路１６との荷重のアンバランスを解消する作用を有する。
すなわち、上流側流路１５の軸方向受圧面積は、下流側流路１６の軸方向受圧面積より小さい。したがって、流体よりシュラウド３が受ける軸方向の力は下流側流路１６の方が大きくなり、上流側と下流側から受ける力の差を低減するために下流側流路１６には、上流側流路１５の軸方向端面１７ａと半径方向の略同位置に減圧用の絞り流路部２０が設けられている。
この絞り流路部２０において潤滑流体を減圧させることで、受圧面積の大きい下流側流路１６であっても、シュラウド３、つまりは回転体Ｒに作用する軸線方向の力を減少させるようになっている。
【００４３】
また、外周側の絞り流路部２０を必ずしも設ける必要はなく、絞り流路部２０の作用である回転体Ｒに作用するスラスト力の低減させて軸線方向の偏心を除去するものとして、先に説明したスパイラルグルーブ軸受を形成することとしてもよい。
【００４４】
つまり、図において左側の円板部材４ｄの回転体Ｒに対向する壁面にスパイラルグルーブを設けて隙間Ｂ１を流れる流体を昇圧させる。これにより、回転体Ｒには下流側方向を向くスラスト力が作用し、回転体Ｒに対するスラスト力の平衡が確保される。
そして、上記説明したスパイラルグルーブの溝の本数や形状によって、流体の昇圧または減圧を適宜変更することも可能である。
【００４５】
このように、図１に示す遠心ポンプは、ハウジング１内に取り込んだ流体を羽根車２を有する回転体Ｒの回転により流体を圧送する概略構成となっている。
なお、本図に示される遠心ポンプは、圧送する流体が血液とされた人工心臓ポンプとして機能するものでもあり、これ以降については、人工心臓ポンプを例に挙げてこの構造をさらに詳しく説明する。
【００４６】
人工心臓ポンプは、血液を用いて動圧軸受２１を形成して回転体Ｒを回転させる構成により、回転体Ｒの内周面と静止軸受４の外周面との間を流れる血液にはせん断応力が生じる。これは、動圧軸受２１の厚さ、換言するならば、隙間寸法Ａに大きく関係しており、本実施形態の人工心臓ポンプでは、上記隙間寸法Ａが２５μｍ〜３５μｍとされている。つまり、直径換算による静止軸受４を一構成要素である円筒部材４ｃの外径と、回転体Ｒの内径との差が５０μｍ〜７０μｍとされている。
【００４７】
血液中に含まれる粒子の赤血球は、直径が約８μｍ程度とされており、径方向の隙間寸法Ａによれば赤血球が約３〜４個並んで動圧軸受２１を通過することができる。このような径方向の隙間寸法Ａにより、回転体Ｒの回転によるせん断応力が動圧軸受２１を形成する血液に生じても、赤血球等の血液中の粒子の損傷は大幅に減少することになる。
【００４８】
また、動圧軸受２１に血液を導き入れる両円板部材４ｄに挟まれた回転体Ｒの両端面との間の隙間寸法Ｂ１，Ｂ２についても、赤血球等が損傷しない隙間の間隔が必要となる。なお、この隙間部分は、血液が流れることでスラスト軸受として機能する。
【００４９】
本実施形態に説明する人工心臓ポンプにおいて、軸線方向の合計の隙間寸法Ｂ（Ｂ１＋Ｂ２）は５０μｍ〜８０μｍとされている。そして、このように構成された状態にて回転体Ｒが両円板部材４ｄ間の真ん中に位置している場合であれば、軸線方向の隙間寸法Ｂ１，Ｂ２は共に２５μｍ〜４０μｍとして確保されることになる。もちろん、この場合であれば径方向を流れる血液には、回転体Ｒの回転によるせん断応力が多大に生じることはなく、赤血球等の血液中の粒子の損傷が大幅に減少される。
【００５０】
さて、回転体Ｒを両円板部材４ｄ間の真ん中に位置させて軸線方向の隙間寸法Ｂ１，Ｂ２を同等に導くためには、上流側流路１５に作用する圧力と、下流側流路１６に作用する圧力とによる荷重のアンバランスを解消し、回転体Ｒに対する荷重の平衡を図る必要がある。
【００５１】
本実施形態の遠心ポンプの一例をなす人工心臓ポンプでは、先に説明した絞り流路部２０が形成され、さらに、回転体Ｒの前シュラウド３ｂとこれに対向する上流側ハウジング６の内壁面との間隔を絞り込むための環状シール部Ｓ１（圧力差減少手段）が形成され備えられている。また、スパイラルグルーブ軸受によるスラスト力の平衡を確保することも可能である。
【００５２】
図１に示す環状シール部Ｓ１は、この部分を拡大した図４（ａ）に示すように上流側流路１５の流路幅を部分的に狭めるために形成されたものであり、前シュラウド３ａの軸方向端面１７ａと、これに対向する上流側ハウジング６の内壁面とによって構成されている。そして、具体的には上流側流路１５の主たる流路幅が約１ｍｍとされた場合に、隙間１８の隙間寸法Ｃが０．０７ｍｍ〜０．１３ｍｍとされている。
【００５３】
これにより、上流側流路１５を流れる血液は、環状シール部Ｓ１で絞り込まれることによって、この上流側流路１５での圧力状態が高く確保される。つまり、図４（ａ）における上流側流路１５の半径方向の位置に対応する圧力状態を示した図４（ｂ）の圧力線図からもわかるように、破線で示される上流側流路１５が同一流路幅のままで形成された場合の圧力勾配に比較して、実線で示されるように圧力勾配は減少する。
【００５４】
この結果、ハッチングされた領域Ｆ１の面積分が軸線方向の荷重の追加分となり、前シュラウド外壁面１７、つまりは回転体Ｒを図において右方向に押し付けようとする作用の増大が得られる。よって、上流側（図において回転体の左側）に向かって生じるスラスト力に対抗する荷重が得られ、回転体Ｒに生じるスラスト力の平衡がなされることになる。そして、軸線方向の隙間寸法Ｂ１及び隙間寸法Ｂ２（図１参照）が適正に確保される。
【００５５】
また、環状シール部の構造及び構成は、図５〜図７に示されるものであってもよい。
図５（ａ）は環状シール部の構成及び構造の第１変形例を示した断面図であり、図５（ｂ）は（ａ）の半径方向に対応する上流側流路１５の圧力状態を示した圧力線図である。
【００５６】
第１変形例に示す環状シール部Ｓ２（圧力差減少手段）の構成及び構造は、上流側ハウジング６側に凸形状とされた環状凸部６０が形成され、これに対向する前シュラウド３ａには、前記環状凸部６０の形状に合わせて環状とされた環状段付き部３０が形成されている。
そして、環状凸部６０と環状段付き部３０との間に軸線方向に平行な隙間１８が形成され、この隙間１８の隙間寸法Ｃが、上流側流路１５の主たる流路幅よりも小さくなっている。
【００５７】
これによると、図５（ｂ）の圧力線図に示すように、破線で示される上流側流路１５が同一流路幅のままで形成された場合の圧力勾配に比較して、実線で示されるように圧力勾配は減少する。この結果、ハッチングされた領域Ｆ２の面積分が軸線方向の荷重の追加分となり、前シュラウド外壁面１７、つまりは回転体Ｒを図において右方向に押し付けようとする作用の増大が得られる。
よって、上流側（図において回転体の左側）に向かって生じるスラスト力に対抗する荷重が得られ、回転体Ｒに生じるスラスト力の平衡がなされることになる。そして、軸線方向の隙間寸法Ｂ１及び隙間寸法Ｂ２（図１参照）が適正に確保される。
【００５８】
さらに、図６（ａ）は環状シール部の構成及び構造の第２変形例を示した断面図であり、図６（ｂ）は（ａ）の半径方向に対応する上流側流路１５の圧力状態を示した圧力線図である。
【００５９】
第２変形例に示す環状シール部Ｓ３（圧力差減少手段）の構成及び構造は、上流側ハウジング６側に形成された環状に凹所とされた環状段付き部６１と、これに対向する前シュラウド３ａに形成された凸形状とされた環状凸部３１とにより構成されている。
そして、環状凸部３１と環状段付き部６１との間に軸線方向に平行な隙間１８が形成され、この隙間１８の隙間寸法Ｃが上流側流路１５の主たる流路幅よりも小さくなっている。
【００６０】
これによると、図６（ｂ）の圧力線図に示すように、破線で示される上流側流路１５が同一流路幅のままで形成された場合の圧力勾配に比較して、実線で示されるように圧力勾配は減少する。この結果、ハッチングされた領域Ｆ３の面積分が軸線方向の荷重の追加分となり、前シュラウド外壁面１７、つまりは回転体Ｒを図において右方向に押し付けようとする作用の増大が得られる。
よって、上流側（図において回転体の左側）に向かって生じるスラスト力に対抗する荷重が得られ、回転体Ｒに生じるスラスト力の平衡がなされることになる。そして、軸線方向の隙間寸法Ｂ１及び隙間寸法Ｂ２（図１参照）が適正に確保される。
【００６１】
さらに、図７（ａ）は環状シール部の構成及び構造の第３変形例を示した断面図であり、図７（ｂ）は（ａ）の半径方向に対応する上流側流路１５の圧力状態を示した圧力線図である。
【００６２】
第３変形例に示す環状シール部Ｓ４（圧力差減少手段）構成は、第２変形例に比較して環状シール部Ｓ４の位置が異なり、先に説明した流体流路９側に位置する環状シール部Ｓ３が、半径方向の外側に位置して形成されたものである。
これにより、軸線方向に平行な隙間１８が、前シュラウド外壁面１７の径方向の略中間に形成されることになり、この隙間１８の隙間寸法Ｃが上流側流路１５の主たる流路幅よりも小さくなっている。
【００６３】
これによると、図７（ｂ）の圧力線図に示すように、破線で示される上流側流路１５が同一流路幅のままで形成された場合の圧力勾配に比較して、実線で示されるように圧力勾配は減少する。また、図６（ｂ）に示した場合に比較すると、ハッチングされた領域Ｆ４の面積が少なくなる。したがって、軸線方向に追加される荷重が少なく調整され、該荷重により前シュラウド外壁面１７、つまりは回転体Ｒが図において右方向に押し付けられることになる。
【００６４】
さて、以上のように構成された遠心ポンプの一例である本実施形態の人工心臓ポンプにおいては、以下のように動作する。
シュラウド３及び羽根車２からなる回転体Ｒを駆動機構５により回転駆動させると、吸入側接続口６ａから取り込まれた血液は、吐出側接続口７ａに向かって流れる。このとき、羽根車２を有する回転体Ｒの回転によって血液には運動エネルギーが負荷され、血液の圧力が上流側のポイントＰ１の圧力よりも下流側のポイントＰ２の圧力の方が高くなる。
これにより、血液の一部が上流側流路１５と下流側流路１６とを通り、再び流体流路９内に戻る流れが発生する。このようにしてシュラウド３の周囲を流れる流体により回転体Ｒがハウジング１内に浮上状態に軸支される。
【００６５】
浮上状態に軸支された回転体Ｒには、人工心臓ポンプそのものの姿勢による回転体Ｒ自身の自重が加わったり、または、振動が加わったりするが、いずれの場合においても、回転体Ｒの軸ずれが適切に調芯される。
【００６６】
すなわち、回転体Ｒが回転している状態で、その回転軸線が、静止軸受４の中心軸線ＣＬから軸ずれした場合、静止軸受４の外周面に向かって回転体Ｒの内周面が接近する部分が生じる。すると、この接近部分を流れる血液の流体圧が上昇するため、その反力を受けて接近部分における回転体Ｒの内周面と静止軸受４の外周面との間隙が広げられる。このようにして機能するラジアル軸受により、比較的大きな隙間寸法Ａを有する場合であっても、ラジアル方向の軸ずれが補正される。
【００６７】
さらに詳しく言うと、２円弧形状を有する円筒部材４ｃの外周面と回転体Ｒの内周面との間に形成される、流路断面積が連続的に変化する流路を通って血液が流れることにより、回転動作時の回転体Ｒの軸ずれがより小さくなって安定性が増すようになる。
【００６８】
以上説明の本実施形態の遠心ポンプ及びその一例である人工心臓ポンプの効果について、以下にまとめる。
本実施形態の人工心臓ポンプは、その羽根車２を有する回転体Ｒが、シュラウド３の外周とハウジング１の内周との間を流れる流体により、ハウジング１内に浮上状態に支持され、駆動機構５が、シュラウド３側に設けられた永久磁石５ａと、ハウジング１側で且つシュラウド３を周囲より取り囲む位置に配置された回転磁界発生装置５ｂとを備えている構成を採用した。この構成によれば、羽根車２が回転軸を持たない構成であるため、その回転軸線方向の長さ寸法が極めて短くなり、装置を小型化することができるようになる。また、回転軸を持たない構成であるため、回転軸をハウジング外部に貫通させるための軸シールが不要となり、耐久性及び信頼性を向上させることができるようになる。したがって、耐久性を高くして寿命を長くし、なお且つ小型化することも可能となる。さらに、前シュラウド３及び上流側ハウジングにより構成された環状シール部によって、シュラウド３の上流側に回り込む流体の圧力が増大することにより、回転体Ｒの軸方向の荷重平衡機能を成立させ、回転体Ｒの安定した回転を確保することができる。
【００６９】
また、羽根車２の背面側に駆動機構５が位置しているため、径方向のコンパクト化を図ることができる。
【００７０】
また、人工心臓ポンプは、径方向には動圧軸受２１で支持され、軸方向の偏心はスパイラルグルーブ軸受にて安定に指示される。
そして、動圧軸受２１における隙間の拡大を図った場合でも、回転体Ｒの軸線方向の位置は真ん中に位置することになり、動圧軸受２１を形成する血液の溶血量を大幅に低減させることができる。
【００７１】
また、本実施形態の遠心ポンプは、静止軸受４の軸支部４ａの断面形状が２円弧形状をなしている構成を採用した。この構成によれば、回転動作時のシュラウド３及び羽根車２の軸ずれがより小さくなって安定性が増すため、シュラウド３の内周面と円筒部材４ｃの外周面との間での接触をより確実に回避することができる。
【００７２】
［第２の実施形態］
次に第２の実施形態の遠心ポンプについて図８及び図９を参照して説明する。なお、図１を用いて説明した第１の実施形態の遠心ポンプである人工心臓ポンプに比較して同様な構成については、同一符号を用いてその説明を一部省略する。
【００７３】
ハウジング１は、上流側ハウジング６と下流側ハウジング７とを組み合わせ、その接合部分を溶接８により接合して一体化させた部品である。
静止軸受４は、後シュラウド３ｂを軸支する軸支部４ａと、軸支部４ａ上流に設けられ流路抵抗を下げるよう上流側が曲面となった先端部４ｂとにより構成されている。このように、本実施形態における回転体Ｒは、軸支部４ａと先端部４ｂとからなる静止軸受４によって支持されている。
【００７４】
そして、本実施形態においては、回転体Ｒより具体的には後シュラウド３ｂの、前記羽根車２が設けられた部位で、前記下流側ハウジング７との対向面（すなわち、前記下流側流路１６を形成する面）に、図９に示すように、放射状に複数の凸部とされた裏羽根（圧力差増加手段）Ｆが設けられている。
【００７５】
これらの裏羽根Ｆは、前記下流側流路１６における潤滑流体を強制的に旋回させて遠心力を作用させ、内径側に向かう圧力差を増大させることにより、前述したような、前記シュラウド３の下流側と上流側から受ける圧力差を低減して、シュラウド３ひいては回転体Ｒに生じるスラスト力をさらに低減させるようになっている。
【００７６】
さて、以上のように構成された本実施形態の遠心ポンプにおいては、第１の実施形態にて説明したことに追加して以下のように動作する。
【００７７】
シュラウド３の下流側の受圧面積が上流側の受圧面積に比して大きいことから、全体としては、前記シュラウド３が、流体の上流側へ向かうスラストが発生することを前に説明した。
そこで、本実施形態においては、前記シール２０の減圧作用を利用して、前記シュラウド３の下流側に作用する圧力を低減するとともに、さらに、下流側通路１６に対応して、前記シュラウド３に設けられた多数の裏羽根Ｆによって、前記シュラウド３の下流側に回り込む流体が強制的に旋回させられて圧力低下が生じ、これによって、回転体Ｒに生じるスラスト力を低減することができる。
【００７８】
したがって、前記シュラウド３の軸方向の荷重平衡機能を成立させ、回転体Ｒの安定した回転を確保することができる。
【００７９】
以上説明の本実施形態の遠心ポンプの効果について、第１の実施形態と同等な効果を得るとともに、以下の効果を得ることができる。
シュラウド３に設けられた多数の裏羽根Ｆによって、シュラウド３の下流側に回り込む流体の圧力を低減することにより、回転体Ｒの軸方向の荷重平衡機能を成立させ、回転体Ｒの安定した回転を確保することができる。
【００８０】
さて、以上第１の実施形態にて示した環状シール部（Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４）、及び第２の実施形態にて示した裏羽根Ｆは、それぞれの遠心ポンプまたは人工心臓ポンプに設けられた場合を説明した。しかし、これら両方を組み合わせて備える構成としてもよい。
これによれば、形状や構成、大きさなど、回転体Ｒに作用する荷重が変化した場合でも、この変化に適宜対応して回転体Ｒを適切な位置で回転可能に支持することができる。
【００８１】
【発明の効果】
本発明の請求項１に記載の遠心ポンプは、羽根車が回転軸を持たない構成であるため、その回転軸線方向の長さ寸法が極めて短くなり、装置を小型化することができるようになる。また、回転軸を持たない構成であるため、回転軸をハウジング外部に貫通させるための軸シールが不要となり、耐久性及び信頼性を向上させることができるようになる。したがって、耐久性を高くして寿命を長くし、なお且つ小型化することも可能となる。
さらに、圧力差減少手段によって、回転体に作用するスラスト力を増大させて、反対側から作用するスラスト力と平衡させることができ、回転体の軸方向の荷重平衡機能を成立させ、回転体の安定した回転を確保することができる。
【００８２】
また、請求項２記載の発明によれば、圧力差減少手段が内径側に向かう流体の絞り込みを行う環状シール部とされていることで、内径側に向かう圧力差を減少させることができ、流動する流体の圧力上昇によって回転体を軸線方向にて平衡させるためのスラスト力を得ることができる。
【００８３】
請求項３に記載の遠心ポンプは、羽根車が回転軸を持たない構成であるため、その回転軸線方向の長さ寸法が極めて短くなり、装置を小型化することができるようになる。また、回転軸を持たない構成であるため、回転軸をハウジング外部に貫通させるための軸シールが不要となり、耐久性及び信頼性を向上させることができるようになる。したがって、耐久性を高くして寿命を長くし、なお且つ小型化することも可能となる。
さらに、圧力差増加手段によって、回転体に作用するスラスト力を低減させることにより、回転体の軸方向の荷重平衡機能を成立させ、回転体の安定した回転を確保することができる。
【００８４】
また、請求項４記載の発明によれば、回転体の回転と共に流体を半径方向に導く凸部を設けたので、流体に作用する遠心力を利用して内径側に向かう圧力差を増大させることができる。
【００８５】
また、請求項５記載の発明によれば、放射状に形成された複数の裏羽根を採用することにより、さらに効果的に流体に遠心力を作用させることによって、内径側に向かう圧力差を増大させることができる。
【００８６】
請求項６記載の発明によれば、遠心ポンプに圧力差減少手段と圧力差増加手段とが備えられているので、回転体に生じるスラスト力の平衡を幅広い範囲で対応することができる。
【００８７】
請求項７記載の発明によれば、流体が血液とされていることにより、本発明の遠心ポンプは人工心臓ポンプとして機能することになり、回転体の回転支持に血液が用いられても、溶血量は増大せずに人体に悪影響を及ぼさない人工心臓ポンプを実現することができる。
【００８８】
請求項８記載の発明によれば、回転体と静止軸受とが非接触状態とされた場合における隙間寸法は、赤血球の直径の２個分以上とされているので、回転体と静止軸受との相対的な速度差により、血液中の粒子である赤血球が多大なせん断応力を受けることがなくなり、血液の溶血量を大幅に削減することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係わる遠心ポンプの一例である人工心臓ポンプの構成を説明する図であって、回転体の回転軸線を含む断面で見た場合の断面図である。
【図２】本発明の第１の実施形態に係わる静止軸受の断面図である。
【図３】本発明の第１の実施形態に係わる静止軸受の変形例を示した断面図である。
【図４】第１の実施形態に係わる人工心臓ポンプの部分拡大図である。
【図５】第１の実施形態に係わる第１変形例を説明する図であって、（ａ）は人工心臓ポンプの部分断面図、（ｂ）は（ａ）に示される上流側流路の圧力状態を示した圧力線図である。
【図６】第１の実施形態に係わる第２変形例を説明する図であって、（ａ）は人工心臓ポンプの部分断面図、（ｂ）は（ａ）に示される上流側流路の圧力状態を示した圧力線図である。
【図７】第１の実施形態に係わる第３変形例を説明する図であって、（ａ）は人工心臓ポンプの部分断面図、（ｂ）は（ａ）に示される上流側流路の圧力状態を示した圧力線図である。
【図８】本発明の第２の実施形態に係わる遠心ポンプの構成を説明する図であって、回転体の回転軸線を含む断面で見た場合の断面図である。
【図９】本発明の第２の実施形態に係わる遠心ポンプのシュラウドの正面図である。
【符号の説明】
１ハウジング
２羽根車
３シュラウド
３ａ前シュラウド
３ｂ後シュラウド
４静止軸受
５駆動機構
５ａ永久磁石
５ｂ回転磁界発生装置
１５上流側流路
１６下流側流路
１７前シュラウド外壁面
１７ａ軸方向端面
１８隙間
２０絞り流路部
２１動圧軸受
３０前シュラウドに形成された環状段付き部
３１前シュラウドに形成された環状凸部
６０上流側ハウジングに形成された環状凸部
６１上流側ハウジングに形成された環状段付き部
Ａ動圧軸受を形成する半径方向の隙間寸法
Ｂ１，Ｂ２軸線方向における回転体と静止軸受との各隙間寸法
Ｃ環状シール部の隙間寸法
Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４環状シール部（圧力差減少手段）
Ｆ裏羽根（圧力差増加手段）
Ｒ回転体[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention blood It is about a pump.
[0002]
[Prior art]
A pump used for pumping fluid includes a housing, an impeller accommodated in the housing, and a drive mechanism for rotationally driving the impeller, and the fluid taken in the axial direction into the housing. There is known a centrifugal pump that pumps the impeller in a tangential direction of the rotation of the impeller.
[0003]
The housing has a flow path bent in, for example, an L shape, and the impeller is pivotally supported in the flow path so as to be rotatable about the rotation axis. And this impeller is rotated when the said motor rotationally drives the rotating shaft which protruded outside through the inner wall face of the said flow path, and produces a liquid flow in the said flow path. .
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, this kind of centrifugal pump has a limit in improving its durability due to having the rotating shaft.
That is, since the motor cannot be disposed in the flow path, it must be disposed outside the flow path. And since the impeller inside the said flow path and the motor outside a flow path are connected, the said rotating shaft becomes a structure which penetrates the inner wall face of a flow path. Furthermore, since it is necessary to prevent fluid from leaking out of the flow path through the penetrating portion, a shaft seal mechanism is required for the penetrating portion.
Although the leakage of fluid is prevented by the provision of the shaft seal mechanism, the shaft seal mechanism itself is short-lived, which is an obstacle to extending the life of the centrifugal pump.
[0005]
In order to solve this problem, there has been proposed a centrifugal pump that is coupled to an external motor by a magnetic coupling without penetrating the rotating shaft inside the flow path to the outside.
However, when this magnetic coupling is used, there arises a problem that the axial length of the centrifugal pump increases.
In particular, a centrifugal pump that pumps blood as the fluid, for example, is desired to be miniaturized as much as possible because it is embedded in the body. From the viewpoint of miniaturization, there is a limit to the miniaturization of the apparatus, both of the type using a magnetic coupling and the type using a conventional rotating shaft.
[0006]
In addition, there is an artificial heart pump that uses blood as a fluid to be pumped in a centrifugal pump that pivotally supports a rotating body having an impeller with a stationary bearing located on a rotation axis. In some of the artificial heart pumps, blood is introduced between a stationary bearing and a rotating body to form a dynamic pressure bearing, and the rotating body is rotated by a driving mechanism. In this case, a great shear stress acts on blood flowing into the hydrodynamic bearing due to a relative speed difference between the stationary bearing forming the stationary bearing and the rotating body having the rotating impeller. As a result, there is a problem in that particles in blood such as erythrocytes are damaged and the amount of hemolysis increases.
[0007]
In order to avoid this, it is considered that the above problem can be solved by enlarging the gap size between the stationary bearing and the rotating body. According to this, the particles in the blood flowing into the hydrodynamic bearing have a large amount of shear. It is expected that the stress will stop working and the amount of hemolysis in the blood will decrease.
[0008]
However, if the gap between the stationary bearing and the rotating body is enlarged, the eccentricity in the rotation of the rotating body is suppressed by the action of the hydrodynamic bearing, and the movement of the rotating body that is offset in the axial direction can be restrained in the axial direction. It is relatively difficult to restrain with a stationary bearing. The reason why the rotating body is displaced in the axial direction is due to the pressure applied to both end faces of the rotating body, and if this deviation occurs, even if the gap between the rotating body and the stationary bearing is expanded in advance, depending on the operating conditions In some cases, there is almost no gap between the rotating body and the stationary bearing provided on one side of the rotating body.
[0009]
Thereby, even if it is intended to reduce the amount of hemolyzed blood flowing to form the dynamic pressure bearing by expanding the gap, the reduction in the gap between the stationary bearing that restrains the movement in the axial direction and the rotating body having the impeller, That is, the particles in the blood are damaged by being eccentric in the axial direction. As described above, in order to reduce the amount of hemolysis, it has not been possible to solve the problem only by increasing the gap size for forming the hydrodynamic bearing.
[0010]
Of course, since the fluid referred to in the present invention is not limited to the blood described above, in a fluid containing particles, the fluid is pumped so as not to be destroyed, and the centrifugal pump is not damaged by the particles. In order to do so, it was necessary to solve the problems described above.
[0011]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and has a high durability, a long life, a small and stable operation, and a case where the bearing is a hydrodynamic bearing. An object of the present invention is to provide a centrifugal pump having improved passage of particles in the fluid.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
The present invention employs the following means in order to solve the above problems.
The invention according to claim 1 includes a housing, an impeller housed in the housing, and a drive mechanism that rotationally drives the impeller, and is taken into the housing from its axial direction. blood Is pumped in the tangential direction of rotation of the impeller by the rotation of the impeller. blood The pump includes: a rotating body including the impeller; and a stationary bearing that is positioned on a rotation axis of the rotating body and rotatably supports the rotating body. The rotating body includes the rotating body and the stationary bearing. Said flowing between blood Is supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing by a part of The outer peripheral surface of the stationary bearing has a return arc shape in which a plurality of arcs in which an outer diameter dimension from a central axis of the stationary bearing is gradually increased toward the rotation direction of the rotating body are connected, The drive mechanism includes a permanent magnet provided on the rotating body side, and a rotating magnetic field generator provided on the housing side and surrounding the rotating body, blood Between the front end portion of the rotating body in the inflow direction and the facing surface of the housing facing the front end portion, blood The pressure difference reducing means for reducing the pressure difference toward the inner diameter side of the nozzle is provided.
[0013]
According to this invention, when a current is passed through the rotating magnetic field generator on the housing side, a rotating magnetic field is generated, and the rotating body provided with the permanent magnet is rotated. A part of the fluid taken into the housing is guided between the rotating body and the stationary bearing and functions as a lubricating liquid, and supports the rotating body rotating around the axis in a non-contact state with the stationary bearing. . Thus, since it is a structure which does not have a rotating shaft, the conventional shaft seal and magnetic coupling become unnecessary.
Further, since the rotating body is supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing, it is necessary to balance the thrust force acting on the rotating body so as not to decenter the rotating body with respect to the axial direction. Since the impeller in the present invention is used for a centrifugal pump, the impeller necessarily has a suction port on the upstream side and has a shape spreading radially in the downstream side. Therefore, the pressure receiving area becomes larger on the downstream side (rear end portion) than on the upstream side of the impeller. Therefore, the resultant force of the thrust force acting on the rotating body having the impeller works on the upstream side.
The present invention reduces this thrust force as follows. By providing pressure difference reducing means for reducing the pressure difference of the fluid toward the inner diameter side between the front end portion of the rotating body and the facing surface of the housing facing the front end portion, the pressure drop of the fluid flowing therethrough is reduced. It is suppressed. As a result, a high pressure state remains at the front end portion of the rotating body on the upstream side, and the thrust force toward the upstream side decreases by the amount of load increase due to this pressure increase in the rotating body having the impeller. Thereby, even if the said rotary body is a non-contact state with respect to a stationary bearing, it will be in the state which is not eccentric with respect to an axial direction.
[0014]
The invention described in claim 2 is described in claim 1. blood In the pump, the pressure difference reducing means moves toward the inner diameter side. blood It is set as the annular seal part which narrows down.
[0015]
The fluid flowing between the front end of the rotating body and the housing flows inward in the radial direction. This is because the pressure is higher because the radial outer side is closer to the outlet of the impeller than the inner side because of the centrifugal pump.
According to the present invention, the fluid flowing between the front end portion of the rotating body and the housing is squeezed by the annular seal portion that blocks the flow of the fluid, and the fluid pressure radially outside the annular seal portion is kept high. Is done. Therefore, a pressure gradient with a low decrease rate of the fluid pressure is formed between the front end portion of the rotating body and the housing. Thus, a pressure gradient that is difficult to decrease is formed, and as a result, the gradient of the pressure difference toward the inner diameter side is reduced.
[0016]
The invention according to claim 3 includes a housing, an impeller accommodated in the housing, and a drive mechanism for rotationally driving the impeller, and is taken into the housing from its axial direction. blood Is pumped in the tangential direction of rotation of the impeller by the rotation of the impeller. blood The pump includes: a rotating body including the impeller; and a stationary bearing that is positioned on a rotation axis of the rotating body and rotatably supports the rotating body. The rotating body includes the rotating body and the stationary bearing. Said flowing between blood Is supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing by a part of The outer peripheral surface of the stationary bearing has a return arc shape in which a plurality of arcs in which an outer diameter dimension from a central axis of the stationary bearing is gradually increased toward the rotation direction of the rotating body are connected, The drive mechanism includes a permanent magnet provided on the rotating body side, and a rotating magnetic field generator provided on the housing side and surrounding the rotating body, blood Between the rear end portion of the rotating body in the inflow direction and the facing surface of the housing facing the rear end portion, blood The pressure difference increasing means for increasing the pressure difference toward the inner diameter side of is provided.
[0017]
According to this invention, when a current is passed through the rotating magnetic field generator on the housing side, a rotating magnetic field is generated, and the rotating body provided with the permanent magnet is rotated. A part of the fluid taken into the housing is guided between the rotating body and the stationary bearing and functions as a lubricating liquid, and supports the rotating body rotating around the axis in a non-contact state with the stationary bearing. . Thus, since it is a structure which does not have a rotating shaft, the conventional shaft seal and magnetic coupling become unnecessary.
Further, since the rotating body is supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing, it is necessary to balance the thrust force acting on the rotating body in order to stabilize the rotating body in the axial direction. Since the impeller in the present invention is used for a centrifugal pump, it necessarily has a suction port on the upstream side and has a shape that expands in the radial direction on the downstream side. Therefore, the pressure receiving area becomes larger on the downstream side (rear end portion) than on the upstream side of the impeller. Therefore, the resultant force of the thrust force acting on the rotating body having the impeller works on the upstream side.
The present invention reduces this thrust force as follows. By providing pressure difference increasing means for increasing the pressure difference of the fluid toward the inner diameter side between the rear end portion of the rotating body and the facing surface of the housing facing the rear end portion, the pressure of the fluid is reduced. . The thrust force toward the upstream side does not act on the impeller by the amount of the pressure thus reduced. Thereby, even if the said rotary body is a non-contact state with respect to a stationary bearing, it will be in the state which is not eccentric with respect to an axial direction.
[0018]
The invention described in claim 4 is described in claim 3. blood In the pump, the pressure difference increasing means is rotated together with the rotation of the rotating body. blood It is the convex part which guide | induces to a radial direction.
[0019]
The fluid flowing between the rear end portion of the rotating body and the housing flows inward in the radial direction. This is because the pressure is higher because the radial outer side is closer to the outlet of the impeller than the inner side because of the centrifugal pump.
According to the present invention, the fluid flowing between the rear end portion of the rotating body and the housing tends to flow in the circumferential direction together with the rotating body by the convex portion that guides the fluid in the radial direction. Then, the centrifugal force acting on the fluid increases, and the fluid tends to flow inward in the radial direction as described above, so that a pressure gradient that overcomes this centrifugal force is formed. Thus, a pressure gradient that overcomes the centrifugal force is formed, and as a result, the pressure difference toward the inner diameter side is increased.
[0020]
The invention described in claim 5 is described in claim 4. blood The pump is characterized in that the convex portions are a plurality of back blades provided radially at the rear end portion of the rotating body.
[0021]
The centrifugal force acting on the fluid is increased by the plurality of back blades formed radially, and the pressure difference toward the inner diameter side is increased.
[0022]
The invention described in claim 6 is described in claim 1 or claim 2. blood The pressure difference increasing means according to any one of claims 3 to 5 is provided in the pump.
[0023]
The pressure of the fluid is increased by providing pressure difference reducing means for reducing the pressure difference of the fluid toward the inner diameter side between the front end portion of the rotating body and the facing surface of the housing facing the front end portion. Thereby, the thrust force toward the downstream acts on the rotating body having the impeller by the increased pressure.
Further, by providing a pressure difference increasing means for increasing the pressure difference toward the inner diameter side of the fluid between the rear end portion of the rotating body and the facing surface of the housing facing the rear end portion, the pressure of the fluid is reduced. Reduce. Thereby, the thrust force toward the upstream side does not act on the rotating body having the impeller by the reduced pressure.
In this way, the pressure state on the front end side and the pressure state on the rear end side of the rotating body are adjusted to each other, and the rotating body is formed by the interaction between the pressure difference reducing means and the pressure difference increasing means. Even in a non-contact state with respect to the stationary bearing, the load is balanced in the axial direction.
[0024]
The invention according to claim 7 is the invention according to any one of claims 1 to 6. blood In the pump, The stationary bearing includes disk members located on both sides in the rotational axis direction of the rotating body. It is characterized by that.
[0025]
That is, for example, it is configured as an artificial heart pump that pumps blood, and blood is used as a fluid that rotates and supports the stationary bearing and the rotating body in a non-contact state.
[0026]
The invention described in claim 8 The blood pump according to any one of claims 1 to 7, The gap size when the rotating body and the stationary bearing were in a non-contact state was set to be equal to or more than two erythrocyte diameters. blood It is a pump.
[0027]
The blood functions as a dynamic pressure bearing between the rotating body and the stationary bearing, and the gap between them is defined as two or more diameters of the red blood cells, so that the velocity gradient between the rotating body and the stationary bearing Decreases and shear stress applied to red blood cells decreases. Therefore, particles in blood including red blood cells are not damaged between the rotating body and the stationary bearing. Of course, since the hydrodynamic bearing does not function when the gap dimension exceeds a predetermined interval, the gap dimension is more preferably 3 to 4 times the diameter of red blood cells.
[0028]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
One embodiment of the centrifugal pump of the present invention will be described below with reference to the drawings, but the present invention is of course not limited to this.
[0029]
[First Embodiment]
As shown in FIG. 1, the centrifugal pump according to the first embodiment includes a housing 1 and a rotating body R accommodated in the housing 1. The rotating body R includes an impeller 2 and a shroud 3 including a front shroud 3a and a rear shroud 3b. Further, the rotating body R includes a driving mechanism 5 that rotationally drives the impeller 2 and the shroud 3, a power source (not shown) that supplies power to the driving mechanism 5, and an electric wire that connects the power source and the driving mechanism 5. (Not shown).
[0030]
The housing 1 is a component in which the upstream housing 6 and the downstream housing 7 are combined and their joint portions are joined together by welding or bolts (not shown), and formed on the upstream housing 6 side. A fluid flow path 9 is formed inside to connect between the suction side connection port 6a formed and the discharge side connection port 7a formed on the downstream housing 7 side.
[0031]
The rear shroud 3b is fitted to the downstream housing 7 and is rotatably supported by a stationary bearing 4 disposed so as to penetrate the center of the rear shroud 3b. An annular housing groove 3c for housing a permanent magnet 5a (described later) is formed in the downstream end of the rear shroud 3b, and a lid 3d for closing the opening of the housing groove 3c is provided. The lid 3d is fixed by welding after being fitted into the shroud 3b after the permanent magnet 5a is accommodated, and can be sealed so that no fluid enters the accommodating groove 3c. Moreover, as a fixing method of the front shroud 3a and the rear shroud 3b with respect to the impeller 2, when these are separate parts, shrink fitting, brazing, adhesion | attachment, etc. are applicable, and these are made into integral molded parts It is possible to manufacture by precision casting.
[0032]
The drive mechanism 5 includes a permanent magnet 5a built in the shroud 3 and a rotating magnetic field generator 5b disposed on the housing 1 side and in a coaxial position covering the rear shroud 3b from the periphery. The rotating magnetic field generator 5b is connected to the power supply via the electric wire, and can generate a rotating magnetic field by receiving power supply. The rotation of the impeller 2 can be obtained by receiving the magnetic force and causing the permanent magnet 5a to synchronize and rotate about its axis.
[0033]
The stationary bearing 4 is provided on a shaft support portion 4a that supports the rear shroud 3b, a tip portion 4b that is provided on the upstream side of the shaft support portion 4a and has a curved surface so as to reduce flow resistance, and is provided on the outer periphery of the shaft support portion 4a. The cylindrical member 4c and the disc member 4d that are located on both sides of the rotating body R and restrain the movement in the axial direction.
Therefore, the rotating body R is restrained so that the movement in the axial direction is restricted by the respective disk members 4d, and the eccentricity in the radial direction is rotatable by managing the dimensions of the inner peripheral surface of the rotating body and the outer peripheral surface of the cylindrical member 4c. Has been. That is, the rotating body R is rotatably supported by the stationary bearing 4 composed of the above-described members.
[0034]
The fluid flow path 9 is shaped to expand radially outward by the tip end portion 4b, and is branched into an impeller internal flow path 9a of the impeller 2 sandwiched between the front shroud 3a and the rear shroud 3b. As can be seen from the cross section of FIG. 1, the inlet side of the impeller channel 9 a faces the upstream direction, that is, the axial direction along the rotation axis, and the outlet side faces the radially outer side.
[0035]
When the fluid is sucked into the impeller internal flow path 9a, the fluid is pressurized by the action of centrifugal force, blown outward in the radial direction, and discharged from the discharge side connection port 7a. Therefore, when the pressure at the point P1 on the inlet side of the flow path 9a in the impeller and the pressure at the point P2 on the outlet side are compared, the pressure of P1 <the pressure of P2. For this reason, a part of the fluid blown out from the impeller inner passage 9a flows as an lubricating fluid to the inlet side of the impeller inner passage 9a through the outside of the shroud 3.
[0036]
Now, the flow path passing through the outside of the shroud 3 includes an upstream flow path 15 passing through the upstream side of the shroud 3 and a downstream flow path 16 passing through the downstream side of the shroud 3.
The upstream flow path 15 is formed between a front shroud outer wall surface 17 having an axial end surface 17 a located on the radially inner side of the front shroud 3 a and an inner wall surface of the upstream housing 6 facing the front shroud outer wall surface 17. The fluid that is formed as a space and flows through this space passes through the gap 18 and joins the inlet of the impeller internal flow passage 9a.
[0037]
On the other hand, the downstream flow path 16 is a throttle flow path section 20 formed on the facing surface between the downstream housing 7 and the rear shroud 3b, and a hydrodynamic bearing formed on the facing surface between the rear shroud 3b and the stationary bearing 4. 21 and is mainly formed as a space between the inner wall surface of the downstream housing 7 and the outer wall surface of the rear shroud 3b, and the fluid flowing therethrough enters the impeller inner flow passage 9a inlet. Join.
At that time, the fluid is guided to the outside in the radial direction by the disk member 4d located on the back side of the distal end portion 4b of the stationary bearing 4 and merges with the inlet 9a of the impeller channel.
[0038]
As shown in FIG. 2, the cylindrical member 4c provided on the outer periphery of the shaft support portion 4a of the stationary bearing 4 has a cross-sectional shape of the outer peripheral surface 25 when viewed in a cross section perpendicular to the central axis CL. From the central axis CL toward the other end, a circular arc shape 25x and 25y whose outer dimensions gradually change from the central axis CL is formed into a two-circular arc shape (return arc shape).
[0039]
That is, when the two-dot chain line shown in the figure is a perfect circle TC coaxial with the central axis CL, each arc portion 25x, 25y gradually approaches the perfect circle TC in the rotation direction of the rotating body R. In other words, it has an arc shape (approaching toward the inner peripheral surface of the rotating body R). With such a shape of the outer peripheral surface 25, the cross-sectional shape of the dynamic pressure bearing 21 as a lubricating flow path formed between the inner peripheral surface of the rotating body R gradually becomes narrower in the rotation direction. ing.
[0040]
Furthermore, it is also possible to obtain a hydrodynamic bearing 21 having a spiral groove bearing in which a fluid is pressurized in the flow direction by forming a spiral groove called a spiral groove on a partial outer peripheral surface of the cylindrical member 4c. Is adopted.
[0041]
In the present embodiment, the case of two arcs is described. However, the present invention is not limited to this, and a reverse arc shape having three or more arcs such as the three arcs shown in FIG. 3 may be adopted. 1 arc shape may be sufficient.
[0042]
The narrowed flow path portion 20 on the outer peripheral side has a function of eliminating the load imbalance between the upstream flow path 15 and the downstream flow path 16.
That is, the axial pressure receiving area of the upstream flow path 15 is smaller than the axial pressure receiving area of the downstream flow path 16. Accordingly, the axial force received by the shroud 3 is greater in the downstream flow path 16 than the fluid, and in order to reduce the difference between the forces received from the upstream side and the downstream side, A pressure reducing flow path portion 20 for decompression is provided at substantially the same position in the radial direction as the axial end face 17a of the passage 15.
By reducing the pressure of the lubricating fluid in the throttle channel portion 20, the axial force acting on the shroud 3, that is, the rotating body R, is reduced even in the downstream channel 16 having a large pressure receiving area. ing.
[0043]
In addition, it is not always necessary to provide the throttle channel portion 20 on the outer peripheral side, and the axial force direction eccentricity is removed by reducing the thrust force acting on the rotating body R that is the function of the throttle channel portion 20. The described spiral groove bearing may be formed.
[0044]
That is, in the drawing, a spiral groove is provided on the wall surface of the left disk member 4d facing the rotating body R to increase the pressure of the fluid flowing through the gap B1. Thereby, a thrust force directed in the downstream direction acts on the rotating body R, and the balance of the thrust force with respect to the rotating body R is ensured.
The pressure increase or pressure reduction of the fluid can be appropriately changed according to the number and shape of the grooves of the spiral groove described above.
[0045]
As described above, the centrifugal pump shown in FIG. 1 has a schematic configuration in which the fluid taken in the housing 1 is pumped by the rotation of the rotating body R having the impeller 2.
The centrifugal pump shown in this figure also functions as an artificial heart pump in which the fluid to be pumped is blood, and the structure will be described in more detail with an artificial heart pump as an example.
[0046]
In the artificial heart pump, the dynamic pressure bearing 21 is formed using blood to rotate the rotating body R, whereby shearing stress is applied to blood flowing between the inner peripheral surface of the rotating body R and the outer peripheral surface of the stationary bearing 4. Occurs. This is largely related to the thickness of the hydrodynamic bearing 21, in other words, the gap dimension A. In the artificial heart pump of this embodiment, the gap dimension A is set to 25 μm to 35 μm. That is, the difference between the outer diameter of the cylindrical member 4c, which is a constituent element of the stationary bearing 4 in terms of diameter, and the inner diameter of the rotating body R is 50 μm to 70 μm.
[0047]
The red blood cells of the particles contained in the blood have a diameter of about 8 μm. According to the gap A in the radial direction, about 3 to 4 red blood cells can be arranged and pass through the dynamic pressure bearing 21. With such a radial gap A, even if shear stress due to rotation of the rotating body R occurs in the blood forming the dynamic pressure bearing 21, damage to particles in blood such as red blood cells is greatly reduced. .
[0048]
Further, the gaps B1 and B2 between the both end surfaces of the rotating body R sandwiched between the two disk members 4d for introducing the blood into the dynamic pressure bearing 21 also require gaps that do not damage the red blood cells and the like. . The gap portion functions as a thrust bearing when blood flows.
[0049]
In the artificial heart pump described in this embodiment, the total gap dimension B (B1 + B2) in the axial direction is 50 μm to 80 μm. If the rotating body R is positioned in the middle between the two disk members 4d in the state configured as described above, the gap dimensions B1 and B2 in the axial direction are both secured to 25 μm to 40 μm. It will be. Of course, in this case, the shearing stress due to the rotation of the rotating body R does not occur in the blood flowing in the radial direction, and the damage of particles in the blood such as red blood cells is greatly reduced.
[0050]
Now, in order to position the rotating body R in the middle between the two disk members 4d and to guide the axial gap dimensions B1 and B2 equally, the pressure acting on the upstream channel 15 and the downstream channel 16 It is necessary to eliminate the load imbalance caused by the pressure acting on the rotating body R and to balance the load on the rotating body R.
[0051]
In the artificial heart pump as an example of the centrifugal pump according to the present embodiment, the throttle channel portion 20 described above is formed, and further, the front shroud 3b of the rotating body R and the inner wall surface of the upstream housing 6 facing the front shroud 3b. An annular seal portion S1 (pressure difference reducing means) for narrowing the interval is formed and provided. It is also possible to ensure the balance of thrust force by the spiral groove bearing.
[0052]
The annular seal portion S1 shown in FIG. 1 is formed to partially narrow the flow passage width of the upstream flow passage 15 as shown in FIG. 4 (a) in which this portion is enlarged, and the front shroud 3a. The axial end surface 17a and the inner wall surface of the upstream housing 6 opposite to the end surface 17a. Specifically, when the main flow path width of the upstream flow path 15 is about 1 mm, the gap dimension C of the gap 18 is set to 0.07 mm to 0.13 mm.
[0053]
Thereby, the blood flowing through the upstream flow path 15 is squeezed by the annular seal portion S1, so that a high pressure state is secured in the upstream flow path 15. That is, as can be seen from the pressure diagram of FIG. 4B showing the pressure state corresponding to the radial position of the upstream flow path 15 in FIG. 4A, the upstream flow path 15 indicated by a broken line. Compared to the pressure gradient in the case where are formed with the same flow path width, the pressure gradient decreases as shown by the solid line.
[0054]
As a result, the area of the hatched area F1 becomes an additional load in the axial direction, and an increase in the action of pressing the front shroud outer wall surface 17, that is, the rotating body R in the right direction in the drawing is obtained. Therefore, a load that opposes the thrust force generated toward the upstream side (left side of the rotating body in the drawing) is obtained, and the thrust force generated in the rotating body R is balanced. And the gap dimension B1 and the gap dimension B2 (refer FIG. 1) of an axial direction are ensured appropriately.
[0055]
The structure and configuration of the annular seal portion may be those shown in FIGS.
FIG. 5A is a cross-sectional view showing a first modification of the configuration and structure of the annular seal portion, and FIG. 5B shows the pressure state of the upstream flow path 15 corresponding to the radial direction of FIG. It is the shown pressure diagram.
[0056]
The structure and structure of the annular seal portion S2 (pressure difference reducing means) shown in the first modified example is formed with an annular convex portion 60 having a convex shape on the upstream housing 6 side. An annular stepped portion 30 is formed in an annular shape in accordance with the shape of the annular convex portion 60.
A gap 18 parallel to the axial direction is formed between the annular protrusion 60 and the annular stepped portion 30, and the gap dimension C of the gap 18 is smaller than the main channel width of the upstream channel 15. ing.
[0057]
According to this, as shown in the pressure diagram of FIG. 5 (b), the upstream side flow path 15 indicated by the broken line is indicated by a solid line as compared with the pressure gradient when formed with the same flow path width. The pressure gradient decreases. As a result, the area of the hatched region F2 becomes an additional load in the axial direction, and an increase in the action of pressing the front shroud outer wall surface 17, that is, the rotating body R in the right direction in the drawing is obtained.
Therefore, a load that opposes the thrust force generated toward the upstream side (left side of the rotating body in the drawing) is obtained, and the thrust force generated in the rotating body R is balanced. And the gap dimension B1 and the gap dimension B2 (refer FIG. 1) of an axial direction are ensured appropriately.
[0058]
Further, FIG. 6A is a cross-sectional view showing a second modification of the configuration and structure of the annular seal portion, and FIG. 6B is a pressure in the upstream flow path 15 corresponding to the radial direction of FIG. It is the pressure diagram which showed the state.
[0059]
The configuration and structure of the annular seal portion S3 (pressure difference reducing means) shown in the second modified example are the annular stepped portion 61 formed on the upstream side housing 6 side and formed in an annular recess, It is comprised by the annular convex part 31 made into the convex shape formed in the shroud 3a.
And the clearance gap 18 parallel to an axial direction is formed between the cyclic | annular convex part 31 and the cyclic | annular stepped part 61, and the clearance dimension C of this clearance gap 18 becomes smaller than the main flow path width of the upstream flow path 15. Yes.
[0060]
According to this, as shown in the pressure diagram of FIG. 6B, the solid line indicates the upstream side flow path 15 indicated by the broken line as compared with the pressure gradient when formed with the same flow path width. The pressure gradient decreases. As a result, the area of the hatched region F3 becomes an additional load in the axial direction, and an increase in the action of pressing the front shroud outer wall surface 17, that is, the rotating body R in the right direction in the drawing is obtained.
Therefore, a load that opposes the thrust force generated toward the upstream side (left side of the rotating body in the drawing) is obtained, and the thrust force generated in the rotating body R is balanced. And the gap dimension B1 and the gap dimension B2 (refer FIG. 1) of an axial direction are ensured appropriately.
[0061]
Further, FIG. 7A is a cross-sectional view showing a third modification of the configuration and structure of the annular seal portion, and FIG. 7B is a pressure in the upstream channel 15 corresponding to the radial direction of FIG. It is the pressure diagram which showed the state.
[0062]
The configuration of the annular seal portion S4 (pressure difference reducing means) shown in the third modified example is different from the second modified example in the position of the annular seal portion S4, and the annular seal located on the fluid channel 9 side described above. The part S3 is formed so as to be located outside in the radial direction.
As a result, a gap 18 parallel to the axial direction is formed in the middle of the radial direction of the front shroud outer wall surface 17, and the gap dimension C of the gap 18 is larger than the main flow path width of the upstream flow path 15. Is also getting smaller.
[0063]
According to this, as shown in the pressure diagram of FIG. 7B, the upstream side flow path 15 indicated by the broken line is indicated by a solid line as compared with the pressure gradient when formed with the same flow path width. The pressure gradient decreases. In addition, compared with the case shown in FIG. 6B, the area of the hatched region F4 is reduced. Therefore, the load added in the axial direction is adjusted to be small, and the front shroud outer wall surface 17, that is, the rotating body R is pressed rightward in the drawing by the load.
[0064]
Now, the artificial heart pump according to this embodiment, which is an example of the centrifugal pump configured as described above, operates as follows.
When the rotating body R including the shroud 3 and the impeller 2 is rotationally driven by the drive mechanism 5, the blood taken in from the suction side connection port 6a flows toward the discharge side connection port 7a. At this time, kinetic energy is loaded on the blood by the rotation of the rotating body R having the impeller 2, and the pressure of the blood at the point P2 on the downstream side is higher than the pressure at the point P1 on the upstream side.
As a result, a part of the blood passes through the upstream flow path 15 and the downstream flow path 16 and returns to the fluid flow path 9 again. Thus, the rotating body R is pivotally supported in the housing 1 by the fluid flowing around the shroud 3.
[0065]
The rotating body R supported in the floating state is subjected to its own weight or vibration due to the posture of the artificial heart pump itself. In either case, the axis of the rotating body R Misalignment is properly aligned.
[0066]
That is, when the rotating body R is rotating and the axis of rotation of the rotating body R deviates from the center axis CL of the stationary bearing 4, the inner peripheral surface of the rotating body R approaches the outer peripheral surface of the stationary bearing 4. A part arises. Then, since the fluid pressure of the blood flowing through the approaching portion increases, the reaction force causes the clearance between the inner peripheral surface of the rotating body R and the outer peripheral surface of the stationary bearing 4 to be widened. The radial bearing functioning in this way corrects the axial misalignment even in the case of a relatively large gap dimension A.
[0067]
More specifically, blood flows through a flow path formed continuously between the outer peripheral surface of the cylindrical member 4c having a circular arc shape and the inner peripheral surface of the rotating body R and having a continuously changing flow path cross-sectional area. As a result, the axial displacement of the rotating body R during the rotating operation becomes smaller and the stability increases.
[0068]
The effects of the centrifugal pump of the present embodiment described above and the artificial heart pump as an example thereof will be summarized below.
In the artificial heart pump of this embodiment, the rotating body R having the impeller 2 is supported in a floating state in the housing 1 by the fluid flowing between the outer periphery of the shroud 3 and the inner periphery of the housing 1, and the drive mechanism 5 employs a configuration including a permanent magnet 5a provided on the shroud 3 side and a rotating magnetic field generator 5b disposed on the housing 1 side and in a position surrounding the shroud 3 from the surroundings. According to this configuration, since the impeller 2 does not have a rotation axis, the length dimension in the direction of the rotation axis is extremely short, and the apparatus can be miniaturized. Further, since the structure does not have a rotating shaft, a shaft seal for penetrating the rotating shaft to the outside of the housing becomes unnecessary, and durability and reliability can be improved. Therefore, the durability can be increased, the life can be extended, and the size can be reduced. Furthermore, the annular seal portion formed by the front shroud 3 and the upstream housing increases the pressure of the fluid that circulates to the upstream side of the shroud 3, thereby establishing the axial load balancing function of the rotating body R. Stable rotation of R can be ensured.
[0069]
Further, since the drive mechanism 5 is located on the back side of the impeller 2, the radial direction can be reduced.
[0070]
Further, the artificial heart pump is supported by a dynamic pressure bearing 21 in the radial direction, and the eccentricity in the axial direction is stably indicated by the spiral groove bearing.
Even when the gap in the dynamic pressure bearing 21 is increased, the position of the rotating body R in the axial direction is in the middle, and the amount of hemolysis of blood forming the dynamic pressure bearing 21 is greatly reduced. Can do.
[0071]
Moreover, the centrifugal pump of this embodiment employ | adopted the structure where the cross-sectional shape of the axial support part 4a of the stationary bearing 4 has comprised 2 circular arc shape. According to this configuration, since the axial displacement of the shroud 3 and the impeller 2 during the rotation operation is further reduced and the stability is increased, contact between the inner peripheral surface of the shroud 3 and the outer peripheral surface of the cylindrical member 4c is prevented. This can be avoided more reliably.
[0072]
[Second Embodiment]
Next, a centrifugal pump according to a second embodiment will be described with reference to FIGS. In addition, about the same structure compared with the artificial heart pump which is the centrifugal pump of 1st Embodiment demonstrated using FIG. 1, the description is partially omitted using the same code | symbol.
[0073]
The housing 1 is a component in which an upstream housing 6 and a downstream housing 7 are combined and their joint portions are joined together by welding 8.
The stationary bearing 4 includes a shaft support portion 4a that supports the rear shroud 3b and a tip portion 4b that is provided upstream of the shaft support portion 4a and has a curved surface on the upstream side so as to reduce flow resistance. As described above, the rotating body R in the present embodiment is supported by the stationary bearing 4 including the shaft support portion 4a and the tip portion 4b.
[0074]
In the present embodiment, more specifically, at the portion of the rear shroud 3b of the rotating body R where the impeller 2 is provided, the surface facing the downstream housing 7 (that is, the downstream flow path 16). As shown in FIG. 9, back blades (pressure difference increasing means) F that are radially formed into a plurality of convex portions are provided.
[0075]
These back blades F forcibly swivel the lubricating fluid in the downstream flow path 16 to apply centrifugal force and increase the pressure difference toward the inner diameter side. The pressure difference received from the downstream side and the upstream side is reduced, and the thrust force generated in the shroud 3 and consequently the rotating body R is further reduced.
[0076]
The centrifugal pump according to the present embodiment configured as described above operates as follows in addition to the description in the first embodiment.
[0077]
Since the pressure receiving area on the downstream side of the shroud 3 is larger than the pressure receiving area on the upstream side, it has been described before that the shroud 3 generates thrust toward the upstream side of the fluid as a whole.
Therefore, in the present embodiment, the pressure acting on the downstream side of the shroud 3 is reduced by using the pressure reducing action of the seal 20, and further, provided in the shroud 3 corresponding to the downstream side passage 16. Due to the large number of back blades F, the fluid that flows around the downstream side of the shroud 3 is forcibly swirled to cause a pressure drop, whereby the thrust force generated in the rotating body R can be reduced.
[0078]
Therefore, the axial load balancing function of the shroud 3 can be established, and stable rotation of the rotating body R can be ensured.
[0079]
About the effect of the centrifugal pump of this embodiment of the above description, while obtaining the effect equivalent to 1st Embodiment, the following effects can be acquired.
By reducing the pressure of the fluid that circulates downstream of the shroud 3 by a large number of back blades F provided on the shroud 3, the load balancing function in the axial direction of the rotating body R is established, and stable rotation of the rotating body R is achieved. Can be secured.
[0080]
The annular seal portion (S1, S2, S3, S4) shown in the first embodiment and the back blade F shown in the second embodiment are provided in each centrifugal pump or artificial heart pump. Explained the case. However, it is good also as a structure provided with combining both of these.
According to this, even when the load acting on the rotating body R, such as the shape, configuration, and size, changes, the rotating body R can be supported rotatably at an appropriate position corresponding to the change.
[0081]
【The invention's effect】
Since the centrifugal pump according to the first aspect of the present invention has a configuration in which the impeller does not have a rotation shaft, the length dimension in the rotation axis direction becomes extremely short, and the apparatus can be miniaturized. . Further, since the structure does not have a rotating shaft, a shaft seal for penetrating the rotating shaft to the outside of the housing becomes unnecessary, and durability and reliability can be improved. Therefore, the durability can be increased, the life can be extended, and the size can be reduced.
Furthermore, the thrust force acting on the rotating body can be increased and balanced with the thrust force acting on the opposite side by the pressure difference reducing means, and the load balancing function in the axial direction of the rotating body can be established. Stable rotation can be ensured.
[0082]
According to the second aspect of the present invention, since the pressure difference reducing means is an annular seal portion that narrows the fluid toward the inner diameter side, the pressure difference toward the inner diameter side can be reduced, A thrust force for balancing the rotating body in the axial direction can be obtained by increasing the pressure of the fluid.
[0083]
Since the centrifugal pump according to the third aspect has a configuration in which the impeller does not have the rotation shaft, the length dimension in the rotation axis direction becomes extremely short, and the apparatus can be miniaturized. Further, since the structure does not have a rotating shaft, a shaft seal for penetrating the rotating shaft to the outside of the housing becomes unnecessary, and durability and reliability can be improved. Therefore, the durability can be increased, the life can be extended, and the size can be reduced.
Furthermore, by reducing the thrust force acting on the rotating body by the pressure difference increasing means, the load balancing function in the axial direction of the rotating body can be established, and stable rotation of the rotating body can be ensured.
[0084]
According to the invention of claim 4, since the convex portion for guiding the fluid in the radial direction is provided with the rotation of the rotating body, the pressure difference toward the inner diameter side is increased by utilizing the centrifugal force acting on the fluid. Can do.
[0085]
According to the invention of claim 5, by adopting a plurality of radially formed back blades, the pressure difference toward the inner diameter side is increased by causing centrifugal force to act on the fluid more effectively. be able to.
[0086]
According to the sixth aspect of the invention, since the centrifugal pump is provided with the pressure difference reducing means and the pressure difference increasing means, the balance of the thrust force generated in the rotating body can be dealt with in a wide range.
[0087]
According to the seventh aspect of the present invention, since the fluid is blood, the centrifugal pump of the present invention functions as an artificial heart pump. Even if blood is used for rotation support of the rotating body, hemolysis is performed. An artificial heart pump that does not increase in volume and does not adversely affect the human body can be realized.
[0088]
According to the eighth aspect of the present invention, the gap size when the rotating body and the stationary bearing are in a non-contact state is set to be equal to or more than two of the diameters of red blood cells. Due to the relative speed difference, red blood cells, which are particles in blood, are not subjected to great shear stress, and the amount of hemolysis in the blood can be greatly reduced.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration of an artificial heart pump that is an example of a centrifugal pump according to a first embodiment of the present invention, and is a cross-sectional view when viewed in a cross section including a rotation axis of a rotating body. .
FIG. 2 is a cross-sectional view of a stationary bearing according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a cross-sectional view showing a modification of the stationary bearing according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a partially enlarged view of the artificial heart pump according to the first embodiment.
FIGS. 5A and 5B are diagrams for explaining a first modified example according to the first embodiment, wherein FIG. 5A is a partial cross-sectional view of an artificial heart pump, and FIG. 5B is an upstream flow path shown in FIG. It is a pressure diagram which showed a pressure state.
6A and 6B are diagrams for explaining a second modified example according to the first embodiment, wherein FIG. 6A is a partial cross-sectional view of an artificial heart pump, and FIG. 6B is a diagram of an upstream flow path shown in FIG. It is a pressure diagram which showed a pressure state.
7A and 7B are views for explaining a third modified example according to the first embodiment, in which FIG. 7A is a partial cross-sectional view of an artificial heart pump, and FIG. 7B is an upstream flow path shown in FIG. It is a pressure diagram which showed a pressure state.
FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration of a centrifugal pump according to a second embodiment of the present invention, and is a cross-sectional view when viewed in a cross section including a rotation axis of a rotating body.
FIG. 9 is a front view of a shroud of a centrifugal pump according to a second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Housing
2 impeller
3 Shroud
3a front shroud
3b rear shroud
4 Static bearing
5 Drive mechanism
5a Permanent magnet
5b Rotating magnetic field generator
15 Upstream channel
16 Downstream channel
17 Front shroud outer wall
17a Axial end face
18 Clearance
20 Restricted flow path
21 Hydrodynamic bearing
30 Annular steps formed on the front shroud
31 Annular projection formed on the front shroud
60 Annular projection formed on the upstream housing
61 An annular stepped portion formed in the upstream housing
A Dimension of radial gap forming the hydrodynamic bearing
B1, B2 Dimensions of each gap between rotating body and stationary bearing in the axial direction
C Clearance dimension of annular seal
S1, S2, S3, S4 Annular seal (pressure difference reducing means)
F Back blade (pressure difference increasing means)
R Rotating body

Claims

A housing, an impeller accommodated in the housing, and a drive mechanism for rotationally driving the impeller, and the blood taken in from the axial direction in the housing is rotated by the impeller. In the blood pump that pumps in the tangential direction of the rotation of
A rotating body provided with the impeller;
A stationary bearing located on the rotation axis of the rotating body and rotatably supporting the rotating body;
The rotating body is rotatably supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing by a part of the blood flowing between the rotating body and the stationary bearing,
The outer peripheral surface of the stationary bearing has a return arc shape in which a plurality of arcs in which an outer diameter dimension from a central axis of the stationary bearing is gradually increased toward the rotation direction of the rotating body are connected,
The drive mechanism includes a permanent magnet provided on the rotating body side, and a rotating magnetic field generator provided on the housing side and surrounding the rotating body,
Pressure difference reducing means for reducing a pressure difference toward the inner diameter side of the blood is provided between the front end portion of the rotating body in the blood inflow direction and the facing surface of the housing facing the front end portion. blood pumps, characterized by that.

The blood pump according to claim 1, wherein the pressure difference reducing means is an annular seal portion that narrows the blood toward the inner diameter side.

A housing, an impeller accommodated in the housing, and a drive mechanism for rotationally driving the impeller, and the blood taken in from the axial direction in the housing is rotated by the impeller. In the blood pump that pumps in the tangential direction of the rotation of
A rotating body provided with the impeller;
A stationary bearing located on the rotation axis of the rotating body and rotatably supporting the rotating body;
The rotating body is rotatably supported in a non-contact state with respect to the stationary bearing by a part of the blood flowing between the rotating body and the stationary bearing,
The cross-sectional shape of the outer peripheral surface of the stationary bearing is a return arc shape in which a plurality of arcs in which an outer diameter from the central axis of the stationary bearing gradually increases toward the rotation direction of the rotating body,
The drive mechanism includes a permanent magnet provided on the rotating body side, and a rotating magnetic field generator provided on the housing side and surrounding the rotating body,
Pressure difference increasing means for increasing the pressure difference toward the inner diameter side of the blood is provided between the rear end portion of the rotating body in the blood inflow direction and the facing surface of the housing facing the rear end portion. A blood pump characterized by being provided.

4. The blood pump according to claim 3, wherein the pressure difference increasing means is a convex portion that guides the blood in a radial direction along with the rotation of the rotating body.

The blood pump according to claim 4, wherein the convex portions are a plurality of back blades provided radially at the rear end portion of the rotating body.

To claim 1 or claim 2 blood pump according, blood pump, characterized in that is provided with a pressure difference increasing means according to any one of the preceding claims 3.

The blood pump according to any one of claims 1 to 6, wherein the stationary bearing includes disk members located on both sides in the rotation axis direction of the rotating body .

And the rotating body, the gap dimension in the case where said stationary bearing is a non-contact state, any one of claims 1, characterized in that there is a two or more component of the diameter of the red blood cells according to claim 7 1 The blood pump according to item .