JPWO2015098708A1 - 遠心ポンプ - Google Patents

Abstract

遠心ポンプ（１０）は、ハウジング（２６）と、ハウジング（２６）内に回転可能に配置されたインペラ（２８）と、軸方向の両端に球面状の軸端（６６）を有するシャフト（６２）と、軸端（６６）の各々をピボット支持する球面状の軸受面（７３）を有する軸受（７０）と、を備える。シャフト（６２）の軸方向両側に配置された軸受（７０）の少なくとも一方において、軸受（７０）の軸受面（７３）の曲率半径に対する軸端（６６）の曲率半径の割合は、８５％以下である。

Description

本発明は、血液等の液体を送液する遠心ポンプに関する。

心臓手術時には、人工心肺装置が用いられる。人工心肺装置は、体外循環回路に組み込まれることにより、使用され、患者から脱血された血液の酸素化、異物の除去等を行うものである。そして、人工心肺装置としては、人工肺の種類、ポンプの種類、ポンプの配置位置等の相違により種々のタイプのものがあるが、人工心肺装置としては、通常、リザーバ（貯血槽）、人工肺、熱交換器、ポンプならびにそれらを接続する複数のチューブを備えるものが一般的である（例えば、特開２００９−１６０２６５号公報を参照）。

人工心肺装置に用いられるポンプとしては、インペラの回転に伴う遠心力を利用して血液を送液する遠心ポンプがある。遠心ポンプは、一般的に、ハウジングと、ハウジング内に回転可能に配置されたインペラと、インペラの中央に設けられたシャフトと、シャフトを回転自在に支持する軸受とを備える。血栓（血のかたまり）の発生を抑制できる利点から、軸受としてピボット軸受が使用された遠心ポンプもある。

ところで、ピボット軸受を採用した従来の遠心ポンプの場合、シャフトとピボット軸受との摺動によって溶血（血球の損傷）が形成されやすい。

本発明はこのような課題を考慮してなされたものであり、シャフトとピボット軸受との摺動による溶血の形成を抑制することができる遠心ポンプを提供することを目的とする。

上記の目的を達成するため、本発明に係る遠心ポンプは、ハウジングと、前記ハウジング内に回転可能に配置されたインペラと、前記インペラの中央に設けられ、軸方向の両端に球面状の軸端を有するシャフトと、前記軸端の各々をピボット支持する球面状の軸受面を有する軸受と、を備え、前記シャフトの軸方向両側に配置された前記軸受の少なくとも一方において、前記軸受の前記軸受面の曲率半径に対する前記軸端の曲率半径の割合は、８５％以下である、ことを特徴とする。

上記の本発明の構成によれば、シャフトの軸端の曲率半径と、軸受の軸受面の曲率半径との関係が上記の範囲に設定されることにより、シャフトの軸端と軸受の軸受面との隙間が適度の大きさとなる。これにより、シャフトと軸受との摺動による溶血の発生を抑制することができる。

上記の遠心ポンプにおいて、前記シャフトの軸方向両側に配置された前記軸受の少なくとも一方において、前記軸端の前記曲率半径は１．２５〜１．５ｍｍ、又は前記軸受面の前記曲率半径は１．５〜２．５ｍｍであってもよい。この構成により、シャフトと軸受との間の摺動面における溶血の発生をより効果的に抑制することができる。

上記の遠心ポンプにおいて、前記シャフトの軸方向両側に配置された前記軸受の少なくとも一方において、前記軸端の前記曲率半径は、１．５ｍｍであり、前記軸受の前記曲率半径は、２．０ｍｍであってもよい。この構成により、シャフトと軸受との間の摺動面における溶血の発生をより効果的に抑制することができる。

上記の遠心ポンプにおいて、前記シャフトに対する軸方向の締付荷重は、３０〜６０Ｎであってもよい。この構成により、上述した曲率半径の設定による溶血抑制効果と相俟って、溶血の形成をより効果的に抑制することができるとともに、血栓の形成や、ハウジングのベースとカバーとの接着部の破損（クラックの発生等）も抑制できる。

上記の遠心ポンプにおいて、前記インペラの外径は、７０ｍｍ以上であり、前記インペラの最大回転数は、３０００ｒｐｍ以下であってもよい。この構成により、溶血や血栓の形成を抑制しつつ、比較的高い吐出圧を発生させることができる。

本発明の遠心ポンプによれば、シャフトとピボット軸受との摺動による溶血の形成を抑制することができる。

人工心肺装置の概略図である。 本発明の一実施形態に係る遠心ポンプの平面図である。 図２におけるＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿った断面図である。 締付荷重と溶血量との関係を示すグラフである。 シャフトと第１軸受の拡大断面図である。 図６Ａは、本発明の実施例に係る軸受の断面図であり、図６Ｂは、比較例１に係る軸受の断面図であり、図６Ｃは、比較例２に係る軸受の断面図であり、図６Ｄは、比較例３に係る軸受の断面図であり、図６Ｅは、比較例４に係る軸受の断面図である。 図７Ａは、シャフト回転時の発熱量に関する実験結果を示すグラフであり、図７Ｂは、シャフト回転時の発熱量に関する実験結果を示す別のグラフである。

以下、本発明に係る遠心ポンプについて好適な実施形態を挙げ、添付の図面を参照しながら説明する。

図１は、本発明に係る遠心ポンプ１０を備えた人工心肺装置１２の概略図である。人工心肺装置１２は、例えば、心臓手術等において使用され、患者から脱血された血液の酸素化、異物の除去等を行い、血液を患者に戻すものである。図１に示すように、人工心肺装置１２は、リザーバ１４と、遠心ポンプ１０と、ポンプ駆動部１６と、人工肺１８とを備える。

リザーバ１４は、患者から脱血された血液（静脈血）を一時的に貯留する。リザーバ１４は、リザーバ本体２０と、リザーバ本体２０の上部に設けられ、患者に挿入された脱血カニューレからの血液を送血する脱血ライン２４に接続される血液流入ポート２１と、リザーバ本体２０の下部に設けられ、第１接続ライン２３を介して遠心ポンプ１０に接続される血液流出ポート２２とを有する。

リザーバ本体２０内には、血液流入ポート２１を介して流入した血液を濾過する血液フィルタ（図示せず）が配置される。なお、リザーバ本体２０には、さらに、患者の術野からの血液を送血するカーディオトミーラインに接続される流入ポート（図示せず）が設けられる。

遠心ポンプ１０は、リザーバ１４からの血液を人工肺１８に送血する。遠心ポンプ１０は、少なくとも、ハウジング２６と、ハウジング２６内に回転可能に配置されたインペラ２８とを備える。ハウジング２６は、第１接続ライン２３を介してリザーバ１４の血液流出ポート２２と接続される血液流入ポート３０と、第２接続ライン３３を介して人工肺１８と接続される血液流出ポート３２とを有する。第１接続ライン２３及び第２接続ライン３３は、例えば、可撓性の透明チューブである。

血液流入ポート３０からインペラ２８の中心部に流入した血液は、インペラ２８の回転に伴って加速されながらインペラ２８の外周側へと流れ、血液流出ポート３２から吐出される。なお、遠心ポンプ１０の構造の詳細については後述する。

ポンプ駆動部１６は、モータ３６と、モータ３６の回転軸３６ａに固定された回転部材３７（例えば、回転板）と、回転部材３７に取り付けられた永久磁石３８と、これらを収容するケース４０とを有する。永久磁石３８は、モータ３６の回転軸３６ａを中心として周方向に間隔をおいて複数個設けられるとよく、例えば、遠心ポンプ１０に設けられた後述する永久磁石８６の数に対応して設けられる。

ポンプ駆動部１６は、上記のように構成されるため、ポンプ駆動部１６に設けられた永久磁石３８が、遠心ポンプ１０に設けられた永久磁石８６を磁気的に吸引する。そして、このような磁気的吸引状態でモータ３６が回転すると、永久磁石３８がモータ３６とともに回転し、それにつられてインペラ２８も回転する。

なお、モータ３６としては、ＡＣモータ、ＤＣモータのいずれでもよいが、可変速モータが好適である。例えば、モータ３６としてステッピングモータを用いると、遠心ポンプ１０における血液の流量制御が容易である。

人工心肺装置１２は、制御部４５を備え、この制御部４５がモータ３６を駆動制御する。このように駆動される遠心ポンプ１０では、インペラ２８は、例えば、０〜３０００ｒｐｍの範囲で回転可能である。インペラ２８の回転数が３０００ｒｐｍ以下であると、溶血や血栓の形成を抑制しやすい。なお、インペラ２８は、３０００ｒｐｍ以上で回転可能であってもよい。

人工肺１８は、本体４１と、第２接続ライン３３を介して遠心ポンプ１０の血液流出ポート３２と接続される血液流入ポート４２と、血液を患者に戻す返血ライン４４に接続される血液流出ポート４３とを有する。本体４１は、血液流入ポート４２を介して流入した血液に酸素を添加するとともに二酸化炭素を除去するガス交換を行う。なお、人工肺１８は、血液の温度を変える熱交換機能も有する。

図２は、遠心ポンプ１０の平面図である。図３は、図２におけるＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿った断面図である。

図２及び図３に示すように、遠心ポンプ１０におけるハウジング２６は、下部を構成するベース４８と、上部を構成するカバー５０とを有する。ベース４８とカバー５０とによって、その内側にインペラ２８が収容される空間２６ａ（以下、「収容空間２６ａ」という）が形成される。

ベース４８は、全体として略円盤形状であって、図３に示すように、円形の底壁５１と、底壁５１の外周部から上方に突出し且つ周方向に一周連続した周壁５２とを有する。底壁５１の中心部には、凹状の第１配置部５４が設けられる。

カバー５０は、円盤状の天壁５６と、天壁５６の外周から下方に突出し且つ周方向に一周連続した周壁５７とを有する。カバー５０の周壁５７の下端と、ベース４８の周壁５２の上端とは、互いに嵌合した状態で、接着剤等の適宜の接合手段によって相互固定されている。なお、図３では、カバー５０の周壁の下端が、ベース４８の周壁の上端の内側に嵌合しているが、ベース４８の周壁の上端が、カバー５０の周壁の下端の内側に嵌合していてもよい。

カバー５０には、天壁５６の中央から上方に突出した突出筒部５８が設けられる。突出筒部５８は、上端が閉じ、下方に開放した中空構造に構成される。突出筒部５８の上部内側には、凹状の第２配置部６０が設けられる。

また、カバー５０には、上述した血液流入ポート３０が設けられる。本実施形態において、血液流入ポート３０は、突出筒部５８に対して交差する方向（図示例では傾斜方向）に突出筒部５８から延出する。血液流入ポート３０の内腔３０ａは、突出筒部５８の内腔５８ａを介して、収容空間２６ａと連通する。

カバー５０にはさらに、上述した血液流出ポート３２が設けられる。本実施形態において、血液流出ポート３２は、カバー５０の周壁５７の外側面から接線方向に延出する。血液流出ポート３２の内腔３２ａは、収容空間２６ａと連通する。

ハウジング２６（ベース４８及びカバー５０）の構成材料としては、例えば、各種ガラスや、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリプロピレン、環状ポリオレフィン、ポリスチレン、ポリ−（４−メチルペンテン−１）、ポリカーボネート、アクリル樹脂、アクリロニトリル−ブタジエン−スチレン共重合体、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ブタジエン−スチレン共重合体、ポリアミド（例えば、ナイロン６、ナイロン６・６、ナイロン６・１０、ナイロン１２）等の各種樹脂材料が挙げられる。ハウジング２６は、ハウジング２６内を流れる血液を視認できるように、透明な材料により構成されるとよい。

インペラ２８内には、インペラ２８の略中央から外周側に向かって放射状に延在する複数の血液誘導路８４が設けられる。また、インペラ２８の内部には、インペラ２８に外部より回転力を伝達するための永久磁石８６が、周方向に間隔をおいて複数設けられる。血液誘導路８４は、図２に示すような直線状に限らず、曲線状であってもよい。

インペラ２８の外径は、特に限定されないが、例えば、５０〜１００ｍｍ程度に設定され得る。インペラ２８は、外径が大きいほど、高い吐出圧を発生させやすい。例えば、インペラ２８の外径が７０ｍｍ以上であると、最大回転数が３０００ｒｐｍ程度であっても、比較的高い吐出圧を発生させることができる。上述したように、回転数が３０００ｒｐｍ以下である場合、溶血や血栓の形成を抑制しやすい。従って、インペラ２８は、外径が７０ｍｍ以上で且つ最大回転数が３０００ｒｐｍ以下であると、溶血や血栓の形成を抑制しつつ、比較的高い吐出圧を発生させることができる。

本実施形態において、インペラ２８は、底部を構成する第１ロータ８７と、第１ロータ８７上に同心状に重ねられた第２ロータ８８と、第２ロータ８８上に同心状に重ねられたロータカバー８９とを有する。

上述した複数の永久磁石８６は、第１ロータ８７の上面に設けられた複数の磁石保持部９０によって保持される。上述した複数の血液誘導路８４は、第２ロータ８８とロータカバー８９との間に形成される。ロータカバー８９の下面から下方に突出した複数の流路形成壁９１は、血液誘導路８４の両側壁を構成する。ロータカバー８９の上面は円錐状となっており、その中央部には開口９２が形成される。

インペラ２８の中央部には、シャフト６２が設けられる。シャフト６２は、直線の棒状部材であり、軸方向の両端に球面状の軸端６６を有する。シャフト６２は、インペラ２８の中央部を軸方向に貫通する挿通孔６３に挿入された状態で、インペラ２８に固定されている。シャフト６２とインペラ２８とは、相対回転不可能であり、且つ、軸方向の相対変位が不可能な状態で相互固定されている。本実施形態では、シャフト６２に設けられた溝６４に、インペラ２８の挿通孔６３を形成する内周壁に設けられた突起６５が係合することにより、シャフト６２とインペラ２８との相互固定がなされている。

シャフト６２の両端は、インペラ２８から下方及び上方にそれぞれ突出する。以下、２つの軸端６６を互いに区別する場合には、下側の軸端６６を「第１軸端６６Ａ」と呼び、上側の軸端６６を「第２軸端６６Ｂ」と呼ぶ。

シャフト６２の構成材料は、例えば、ハウジング２６の構成材料として上記に例示した材料から選択され得る。シャフト６２は、例えば、耐摩耗性や摺動性に優れるアルミナセラミック等のセラミック系材料により構成されると好適である。

遠心ポンプ１０は、さらに、シャフト６２の両端側に、軸端６６の各々をピボット支持する軸受７０を備える。以下、２つの軸受７０を互いに区別する場合には、下側の軸受、すなわち第１軸端６６Ａをピボット支持する軸受を「第１軸受７０Ａ」と呼び、上側の軸受、すなわち第２軸端６６Ｂをピボット支持する第２軸受７０Ｂを「第２軸受７０Ｂ」と呼ぶ。すなわち、第１軸受７０Ａ及び第２軸受７０Ｂは、ピボット軸受として構成される。

シャフト６２は、ハウジング２６内で軸方向に所定の締付荷重を掛けられた状態で、第１軸受７０Ａと第２軸受７０Ｂとの間に回転自在に保持される。締付荷重が小さすぎる場合（例えば、３０Ｎ未満である場合）、シャフト６２の回転中の揺動が大きくなり、溶血が発生しやすくなる。図４は、試験により得られた、締付荷重と溶血量との関係を示すグラフである。図４から、締付荷重が３０Ｎ未満の場合には、３０Ｎ以上の場合と比較して、溶血量が相当に多くなることが分かる。

逆に、シャフト６２に対する締付荷重が大きすぎる場合（例えば、６０Ｎを超える場合）、血栓が発生しやすくなるとともに、ハウジング２６のベース４８とカバー５０の接着部が破損する可能性がある。このため、遠心ポンプ１０の製造時において、シャフト６２にかける締付荷重は適切な範囲内（例えば、３０〜６０Ｎ程度）に設定されることが好ましい。

第１軸受７０Ａは、球面状に凹んだ軸受面７３を有する。第１軸受７０Ａの軸受面７３は、第１軸端６６Ａと当接する。図５に示すように、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２は、第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１よりも大きい。第１軸受７０Ａは、ベース４８の中央部に設けられた凹状の第１配置部５４に配置される。

本実施形態において、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合は、８５％以下に設定され、より好ましくは７５％以下に設定される。この場合、第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２は、それぞれ、例えば、１．５ｍｍ、２．０ｍｍ（第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合は、７５％）に設定され得る。

第２軸受７０Ｂは、球面状に凹んだ軸受面７３を有する。第２軸受７０Ｂの軸受面７３は、第２軸端６６Ｂと当接し、その曲率半径は、第２軸端６６Ｂの曲率半径よりも大きい。本実施形態では、第２軸端６６Ｂの曲率半径は、第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１（図５参照）と同じであり、第２軸受７０Ｂの軸受面７３の曲率半径は、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２（図５参照）と同じである。第２軸受７０Ｂは、カバー５０の突出筒部５８に設けられた凹状の第２配置部６０に配置される。

軸受７０の構成材料は、例えば、ハウジング２６の構成材料として上記に例示した材料から選択され得る。軸受７０の構成材料は、耐摩耗性や自己潤滑性に優れる超高分子量ポリエチレンにより構成されると好適である。

上記のように構成された遠心ポンプ１０において、血液流入ポート３０を介して血液がハウジング２６内に流入すると、血液は、インペラ２８の頂点部分に設けられた開口９２からインペラ２８に流入して分散される。分散された血液は、インペラ２８の回転により遠心力が与えられて、インペラ２８の外周側に向かって血液誘導路８４内を流れる。血液誘導路８４から流出した血液は、インペラ２８の外側面と、ハウジング２６の内側面との間を流れた後、血液流出ポート３２から流出する。

本実施形態に係る遠心ポンプ１０は、基本的には以上のように構成されるものであり、以下、その作用及び効果について説明する。

上述したように、本実施形態に係る遠心ポンプ１０では、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合と、第２軸受７０Ｂの軸受面７３の曲率半径に対する第２軸端６６Ｂの曲率半径の割合は、いずれも８５％以下に設定される。これにより、シャフト６２の軸端６６と軸受７０の軸受面７３との隙間が適度の大きさとなるため、シャフト６２と軸受７０との摺動による溶血の発生を抑制することができる。

上述した本発明の効果を確認するために、試験を実施した。この試験では、容器に入れた１５ｍＬの血液中で、図６Ａ〜図６Ｅに示す実施例及び比較例１〜４に対応する各軸受に対してシャフトを４０Ｎの荷重で押付けながら、シャフトを３０００ｒｐｍの回転数で１時間、連続して回転させた。各実験に使用したシャフトは、いずれも、外径が３．０ｍｍ、軸端の曲率半径が１．５ｍｍである。

図６Ａに示すように、実施例の軸受では、軸受面の曲率半径は２．０ｍｍであり、従って、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合は、７５％である。

図６Ｂ〜図６Ｅに示すように、比較例１〜比較例４の軸受では、軸受面の曲率半径は１．５ｍｍであり、従って、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合は、１００％である。但し、比較例１〜比較例３では、軸受面の深さがシャフトの軸端の曲率半径（１．５ｍｍ）よりも小さい０．４４ｍｍであり、軸受面の周囲にはテーパが設けられている。比較例１〜比較例３におけるテーパの角度は、それぞれ２５°、３３°、４５°である。また、比較例４では、軸受面の深さがシャフトの軸端の曲率半径よりも大きい２．０ｍｍである。

上記の条件の下で試験を行った結果、実施例では、溶血が効果的に抑制され、比較例１〜比較例４と比べて、溶血量が大幅に少ないことが確認された。このような溶血の抑制効果は、シャフトの軸端と軸受の軸受面との隙間が適度に広く確保されていることによるものと考えられる。

一方、比較例１〜比較例３では、テーパの角度が小さいほど、すなわちシャフトと軸受との隙間が大きいほど、溶血量が少ないことが確認されたが、実施例と比べて溶血量が多く、溶血の抑制に関して有意な効果はそれほど見られなかった。比較例４では、溶血量が相当に多いことが確認された。比較例４の場合、軸受面の全体がシャフトに接触するためであると考えられる。

図７Ａ及び図７Ｂは、曲率半径が下記表１のように形成されたシャフト及び軸受の各組合せ（Ａ〜Ｅ）について、シャフト回転時の発熱量に関する実験結果を示している。

この試験では、液量９ｍＬの水中にて、軸受に対してシャフトを約５２Ｎ（５．３ｋｇｆ）の荷重で押付けながら、シャフトを２５００ｒｐｍの回転数で所定時間連続して回転させ、水の温度上昇を測定した。室温は２５℃に保持した。なお、表１中、「曲率半径の割合（％）」は、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合（％）を意味する。

図７Ａ及び図７Ｂに示すように、組合せＣについては時間経過に伴う温度上昇が大きい、つまり発熱量が多く、組合せＡ、Ｂ、Ｄ、Ｅについては、組合せＣと比べて、時間経過に伴う温度上昇が緩やか、つまり発熱量が少ない結果となった。ところで、発熱量が多い組合せＣは、図６Ｅの比較例４に相当し、発熱量が少ない組合せＤは、図６Ａの実施例に相当する。このことから、発熱が溶血の形成に大きな影響を与えるものと考えられる。

これらの試験結果によれば、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合が６０〜約８３％の範囲である場合には、発熱が抑制され、溶血抑制効果が得られることが分かる。また、前記割合が７５％（組合せＤ）と約８３％（組合せＡ）とを比べても、発熱量（温度上昇）の差がほとんど認められないことから、前記割合が８５％程度であっても、溶血抑制効果があるものと考えられる。

なお、平坦な軸受面と球面状の軸端（このとき、軸端の曲率半径が１．５ｍｍ）との組合せで溶血量を測定する別の実験（不図示）を行ったところ、当該組合せの場合が最も発熱量が少なかった。このことから、上記割合が６０％未満である場合も、発熱による溶血抑制効果が得られることが分かる。しかしながら、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合が６０％未満である場合（例えば平坦な軸受面）は軸受としての機能を果たさないため、回転による軸ブレや振動が発生し易くなり、軸ブレや振動による溶血の形成が起こり易くなる。よって、回転による軸ブレや振動の発生の観点から言うと、軸受面の曲率半径に対するシャフトの軸端の曲率半径の割合が６０％以上であることが好ましい。よって、如何に回転を妨げず、回転による軸ブレや振動を抑制、吸収することが要求される。

以上のことから理解されるように、本発明によれば、シャフト６２の軸端６６の曲率半径と、軸受７０の軸受面７３の曲率半径との関係（軸受面７３の曲率半径に対する軸端６６の曲率半径の割合）が所定範囲（８５％以下）に設定されることにより、シャフト６２の軸端６６と軸受７０の軸受面７３との隙間が適度の大きさとなる。これにより、シャフト６２と軸受７０との摺動による溶血の発生を抑制することができる。

また、実験結果に照らし、曲率半径に関する上記割合の設定に加えて、軸端６６の曲率半径が１．２５〜１．５ｍｍ、又は軸受面７３の曲率半径が１．５〜２．５ｍｍに設定されると、シャフト６２と軸受７０との摺動による溶血の発生を効果的に抑制することができる。

また、第１軸端６６Ａ（又は第２軸端６６Ｂ）の曲率半径が１．５ｍｍに設定され、第１軸受７０Ａ（又は第２軸受７０Ｂ）の軸受面７３の曲率半径が２．０ｍｍに設定されると、実験結果からも明らかなように、シャフト６２と軸受７０との摺動による溶血の発生を確実に抑制することができる。

また、シャフト６２に対する軸方向の締付荷重が３０〜６０Ｎに設定されると、上述した曲率半径の設定による溶血抑制効果と相俟って、溶血の形成をより効果的に抑制することができるとともに、血栓の形成や、ハウジング２６のベース４８とカバー５０との接着部の破損（クラックの発生等）も抑制できる。

なお、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合と、第２軸受７０Ｂの軸受面７３の曲率半径に対する第２軸端６６Ｂの曲率半径の割合は、異なっていてもよい。

上述した実施形態では、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合と、第２軸受７０Ｂの軸受面７３の曲率半径に対する第２軸端６６Ｂの曲率半径の割合とが、いずれも８５％以下である例を示したが、本発明はこれに限定されない。従って、例えば、第１軸受７０Ａの軸受面７３の曲率半径ｒ２に対する第１軸端６６Ａの曲率半径ｒ１の割合と、第２軸受７０Ｂの軸受面７３の曲率半径に対する第２軸端６６Ｂの曲率半径の割合のうち、一方だけが８５％以下であってもよい。この場合も、溶血の形成を抑制することができる。

上記において、本発明について好適な実施形態を挙げて説明したが、本発明は前記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、種々の改変が可能なことは言うまでもない。

Claims (5)

1. ハウジング（２６）と、
   前記ハウジング（２６）内に回転可能に配置されたインペラ（２８）と、
   前記インペラ（２８）の中央に設けられ、軸方向の両端に球面状の軸端（６６）を有するシャフト（６２）と、
   前記軸端（６６）の各々をピボット支持する球面状の軸受面（７３）を有する軸受（７０）と、を備え、
   前記シャフト（６２）の軸方向両側に配置された前記軸受（７０）の少なくとも一方において、前記軸受（７０）の前記軸受面（７３）の曲率半径に対する前記軸端（６６）の曲率半径の割合は、８５％以下である、
   ことを特徴とする遠心ポンプ（１０）。
2. 請求項１記載の遠心ポンプ（１０）において、
   前記シャフト（６２）の軸方向両側に配置された前記軸受（７０）の少なくとも一方において、
   前記軸端（６６）の前記曲率半径は１．２５〜１．５ｍｍ、又は前記軸受面（７３）の前記曲率半径は１．５〜２．５ｍｍである、
   ことを特徴とする遠心ポンプ（１０）。
3. 請求項１記載の遠心ポンプ（１０）において、
   前記シャフト（６２）の軸方向両側に配置された前記軸受（７０）の少なくとも一方において、前記軸端（６６）の前記曲率半径は、１．５ｍｍであり、前記軸受（７０）の前記曲率半径は、２．０ｍｍである、
   ことを特徴とする遠心ポンプ（１０）。
4. 請求項１〜３のいずれか１項に記載の遠心ポンプ（１０）において、
   前記シャフト（６２）に対する軸方向の締付荷重は、３０〜６０Ｎである、
   ことを特徴とする遠心ポンプ（１０）。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載の遠心ポンプ（１０）において、
   前記インペラ（２８）の外径は、７０ｍｍ以上であり、
   前記インペラ（２８）の最大回転数は、３０００ｒｐｍ以下である、
   ことを特徴とする遠心ポンプ（１０）。

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