KR20200135484A

KR20200135484A - 혈관 내 혈액 펌프

Info

Publication number: KR20200135484A
Application number: KR1020207030536A
Authority: KR
Inventors: 프랭크 키르히호프; 토르스텐 지이스; 볼프강 케르크호프스
Original assignee: 아비오메드 유럽 게엠베하
Priority date: 2018-03-23
Filing date: 2019-03-21
Publication date: 2020-12-02
Also published as: CN116747424A; US20230057161A1; WO2019180179A1; EP3768344A1; EP3768343A1; CA3094857A1; AU2019237194A1; JP2021519118A; IL277176A; US20210113825A1; CN111902168A; ES2819923T3; CA3094836A1; EP3542837A1; SG11202008947SA; IL275978A; CN111971079B; AU2019237196A1; WO2019180181A1; CN116747425A

Abstract

혈관 내(intravascular) 혈액 펌프로서, 임펠러(34)를 장착한 회전 가능한 샤프트(25), 및 개구부(35)가 있는 하우징(20)을 포함하되, 상기 샤프트는 상기 하우징 외부에 위치하는 상기 임펠러와 함께 상기 개구부(35)를 통하여 연장된다. 상기 샤프트 및 상기 하우징은 원주 방향 갭(gap)을 형성하는 표면(25A, 33A)을 가지며, 상기 원주 방향 갭은 상기 갭의 길이의 적어도 일부분에서 2 μm 이하에 이르는 갭 폭을 가지고, 상기 갭을 형성하는 상기 표면 중 적어도 하나는 열전도율이 적어도 100 W/mK 인 물질, 구체적으로는 탄화규소(SiC, silicon carbide)와 같은 세라믹 물질로 이루어진다.

Description

혈관 내 혈액 펌프

본 발명은 혈관 내(intravascular) 혈액 펌프에 관한 것으로, 더 자세하게는 인간 또는 선택적으로는 동물 신체 내 혈액 순환을 지원하기 위한, 경피적으로 삽입 가능한 혈액 펌프에 관한 것이다. 일례로, 상기 혈액 펌프는, 예를 들면 심장 내의 펌핑 작용을 지원하거나 대체하기 위해, 대퇴부 동맥(femoral artery)에 경피적으로 삽입되어 신체의 혈관계를 통해 가이드되도록 설계될 수 있다.

전술한 유형의 혈액 펌프는, 예를 들면 EP 0 961 621 B1에 공지되어 있고, 구동부, 구동부의 근단부(proximal end)(의사에게 더 가까운 구동부의 단부 또는 구동부의 "후단부(rear end)")에 부착되고, 구동부에 전원 공급을 하기 위해 연장되는 라인이 통과하는 카테터(catheter), 및 구동부의 원단부(distal end)에 고정되는 펌프부가 포함된다. 구동부는, 전기 모터가 내부에 배치되는 모터 하우징을 포함하고, 전기 모터의 모터 샤프트는 구동부 원단부로부터 펌프부 내로 돌출된다. 그 다음, 펌프부는 회전하는 임펠러를 내부에 포함하는 튜블러 펌프 하우징을 포함하고, 상기 임펠러는 모터 하우징으로부터 돌출되는 모터 샤프트의 단부에 안착된다. 모터 샤프트는 두 개의 베어링의 모터 하우징 내에 장착되며 이들 베어링은 펌프 하우징 내 임펠러의 실제적이고(true) 정확한 중심의 가이드를 보장하기 위해 최대한 서로 떨어져 있다. 레이디얼(radial) 볼 베어링이 모터 하우징의 근단부에서의 베어링에 사용되는 한편, 혈액에 가장 가까운 베어링인 임펠러 측 베어링은, 베어링을 제공하면서 동시에 이러한 원단부 베어링을 통해 모터 하우징으로 혈액이 유입되지 않도록 높은 경도와 낮은 마찰계수를 갖는 폴리테트라플루오로에틸렌으로 이루어진, 혈액에 대한 샤프트 씨일(seal)로서 구성된다. 모터 하우징으로의 혈액 유입은, 모터 하우징 및 임펠러 측 베어링을 통과하는 퍼지 유체(purge fluid)에 의해 더 방해될 수 있다. 이는, 혈액의 압력보다 높은 퍼지 유체 압력에 의해 이루어진다.

상기 언급한 혈액 펌프의 개선이 US 2015/0051436 A1에 개시되어 있으며, 본 명세서에 첨부된 도 2에 도시된다. 여기서, 모터 하우징의 원단부에 있는 임펠러 측 베어링은 액시얼(axial) 슬라이딩 베어링 및 레이디얼 슬라이딩 베어링 또는 액시얼-레이디얼 복합 슬라이딩 베어링을 포함하되, 레이디얼 슬라이딩 베어링은 상술한 샤프트 씨일 베어링을 대체할 수 있다. 따라서, 퍼지 유체는 임펠러 측 슬라이딩 베어링의 갭(gap)을 통과하여, 혈액이 하우징으로 유입되는 것을 방지할 수 있다.

본원 발명은, 상기 하우징 내에 포함된 모터를 갖는 전술한 유형의 혈관내 혈액 펌프와 관련하여 설명될 것이고 바람직하게는 사용되지만, 모터가 환자의 신체 외부에 있으며 임펠러의 회전 에너지가 가요성(flexible) 회전 구동 케이블을 통해 카테터 및 카테터의 원단부에 부착된 상기 하우징을 통과하여 전달되는 다른 유형의 혈관내 혈액 펌프에도 마찬가지로 본 발명이 유리하게 적용될 수 있다. 또한, 이러한 유형의 혈관내 혈액 펌프에서는, 구동 샤프트가 개구부를 통과하여 연장되고 일반적으로 퍼지 유체가 개구부를 통해 환자의 혈액으로 전달된다.

일반적인 문제는, 퍼지 유체에 전형적으로 혼합되는 헤파린에 관련하여 발생한다. 즉, 하우징의 개구부와 샤프트 사이에 형성되는 갭을 통해 퍼지 유체가 흐름으로써, 이러한 갭을 통해 하우징에 유입되기 쉬운 혈액을 밀어냄에도 불구하고, 갭으로의 혈액 진입을 완전히 예방할 수는 없다. 특히, 적어도 상기 갭의 원단 부분 내로 일부 혈액이 항상 유입될 수 있다. 헤파린은, 갭 내 혈액이 응고되거나 혈액이 표면에 점착되는 것을 방지하여, 샤프트 회전의 저해를 방지할 수 있다. 그러나, 의사들은 종종, 헤파린이 퍼지 유체를 통해 환자의 혈액에 투여되는 것을 원하지 않는다. 예를 들어, 응급 처치 중에, 헤파린은 혈액 응고를 방지하여 치유 또는 지혈을 방지하므로 역효과를 낼 수 있다. 또한, 퍼지 유체와 함께 환자의 혈액에 투여되는 헤파린의 양은 다양한 이유로 제어가 어렵다. 특히, 헤파린의 양은 종종 의사가 원하는 것보다 많다. 따라서, 의사는 종종 혈액 펌프의 작동과는 별개로 환자에게 헤파린을 필요한 양 만큼 공급하는 것을 선호한다.

따라서, 원하는 경우에 헤파린을 포함하지 않거나 적어도 더 적게 포함하는 퍼지 유체를 사용하여 작동할 수 있는 혈관내 혈액 펌프가 필요하다.

그러므로, 본 발명의 제1 양태에 따르면, 혈관 내 혈액 펌프는 임펠러를 장착한 회전 가능한 샤프트, 및 개구부가 있는 하우징을 포함하되, 상기 샤프트는 하우징 외부에 위치하는 임펠러와 함께 개구부를 통하여 연장되고, 샤프트 및 하우징은 개구부 내부에 원주 방향 갭(gap)을 형성하는 표면을 가진다. 이것은 위에서 논의된 종래 기술과 다르지 않으며, 상기 갭은 특히 샤프트용 레이디얼(radial) 슬라이딩 베어링을 구성할 수 있다. 그러나, 본원에 개시된 혈액 펌프에서는, 상기 갭의 폭은 갭의 길이의 적어도 일부분에서 2 μm 이하에 이르며, 예를 들어, 갭의 전단 또는 임펠러 측 만이 2 ㎛ 이하의 갭 폭을 가질 수 있거나, 일 실시예에서, 갭의 폭이 전체 길이를 따라 2 ㎛ 이하이고, 또한 원주 방향 갭을 형성하는 두 표면 중 적어도 하나는 열전도율(λ)≥100 W/mK 인 물질로 이루어질 수 있다.

다음은 전술된 방법이, 헤파린이 없는 퍼지 유체로 작동하거나, 심지어 일시적으로 퍼지 유체 없이도 작동할 수 있는 혈관 내 혈액 펌프에 기여하는 이유를 설명하려는 것이다. 즉, 2μm 이하의 작은 갭 폭으로 인해, 직경 약 8μm, 두께 약 2μm의 적혈구는 갭에 들어가기가 어려워, 갭을 막는 것으로 여겨진다. 또한, 갭의 폭이 작기 때문에, 퍼지 유체가 갭을 통해 고속으로 흐르게 되고, 이에 따라, 높은 운동 에너지로 혈액을 갭 밖으로 다시 밀어내게 된다. 그러나 실험 결과, 적혈구가 갭으로 들어가는 것을 성공적으로 막는 것처럼 보였지만, 갭에 생체 물질이 응집되어 샤프트가 막히는 것으로 나타났다. 이러한 생체 물질은, 퍼지 유체의 강한 흐름에도 불구하고 갭으로 들어간 혈장(plasma)에서 비롯된 것으로 여겨진다. 보다 구체적으로는, 갭 내에 침전된 생체 물질은 주로 혈장의 변성된 부분, 특히 갭을 형성하는 표면에 점착되어 갭을 막는, 피브린(fibrin)으로 구성되어 있다고 여겨진다. 이는, 작은 갭의 폭과 갭 내의 전단 유도 열(shear-induced heat)로 인하여 갭 내에 발생한, 고온 때문이라고 가정된다. 추가적인 실험은, 표면이 상대적으로 높은 열전도율을 가지는 물질로 이루어졌을 때, 갭 내의 온도를 낮게, 바람직하게는 55°C 이하로 유지함으로써, 혈장 내에서 피브린의 변성(denaturation)을 방지할 수 있음을 보여주었다.

가장 놀랍게도, 전술된 특성을 가진 혈관 내 혈액 펌프는, 갭을 통과하는 퍼지 유체가 전혀 없어도, 막힘 없이 더 오랜 시간 동안 작동한다는 사실이 밝혀졌다. 이는 혈장이 갭으로 들어가 갭 내부의 표면(들)에 미끄러운 생물막을 형성하기 때문일 수 있다고 여겨진다. 이는 혈관 내 혈액 펌프에 대한 실질적인 안전 요소를 구성하므로, 이러한 펌프의 가장 큰 이점이 된다.

100 W/mK의 열 전도도를 가진, 갭을 형성하는 표면(들)의 물질은 갭으로부터 열을 전도하기에 충분할 수 있고, 따라서 갭 내 온도를 55°C 이하로 유지할 수 있다. 그러나 열 전도도는, 바람직하게는 적어도 130 W/mK, 더 바람직하게는 적어도 150 W/mK, 가장 바람직하게는 적어도 200 W/mK일 수 있다.

갭으로부터 혈액으로 열을 전도하기 위해서는, 갭을 형성하는 상기 표면이, 펌프를 통해 흐르는 혈류와 열전도 접촉을 하는 것이 바람직하다. 열역학에 따르면, 비유동성 혈액보다 유동성 혈액이 열을 더 빠르게 빼앗아간다. 혈류가 빠를수록, 전도성 열전달에 의해 더 많은 열을 빼앗아 갈 수 있다. 펌프를 통과하는 혈류 속도는 일반적으로 펌프 외부의 혈류 속도보다 높다. 그러므로, 예를 들어 갭 내에서 발생된 열 및 갭을 형성하는 표면의 온도 상승은, 샤프트의 표면으로부터 샤프트 본체를 통해 샤프트의 단부에 있는 임펠러로 더 전도되고, 그로부터 임펠러를 따라 흐르는 혈액으로 더 전도될 수 있다. 그러나, 열이 축 방향으로 샤프트 몸체를 통해 흐르고 임펠러를 통해 혈액으로 더 흐르는 거리가 상대적으로 길기 때문에, 갭으로부터(추가로 또는 유일하게) 방사 방향으로 멀어지도록, 즉 갭을 형성하는 방사 방향 외곽 표면을 통해, 열을 전도하는 것이 바람직하다. 방사 방향으로 열을 전도하는 것은, 갭으로부터 유동성 혈액까지 열이 흐르는 반경 거리가 비교적 짧을 뿐만 아니라, 축 방향으로 열이 전도될 수 있는 샤프트의 열전도 단면적에 비하여 열이 방사 방향으로 전도될 수 있는 열전도 면적을 증가시키기 더 쉽기 때문이다. 즉, 샤프트 몸체의 단면적 A_axial은 A_axial = πd²/4 이고, 갭을 형성하는 방사 방향 외곽 표면의 단면적 A_radial은 A_radial = πdl이다. 따라서, 갭의 직경 증가(예를 들면, d = 1mm로 증가)의 긍정적 영향은, 샤프트 몸체의 단면적 A_axial 보다 갭을 형성하는 방사 방향 외곽 표면의 단면적 A_radial 상에서 4 배 더 크다. 또한, 갭의 길이(l)를 증가시키는 것은, 갭을 형성하는 방사 방향 외곽 표면의 단면적 A_radial에만 긍정적 영향이 있고, 샤프트 몸체의 단면적 A_axial에는 영향이 전혀 없다. 어느 경우에든, 바람직하게 갭은 길이가 길고 직경이 커야 한다. 그러나, 직경이 크면 갭 내에서 발생하는 열의 양에 영향을 주기 때문에, 갭의 직경이 너무 커서는 안된다 (바람직하게는, 대략 d≤1 mm). 가장 바람직하게는, 갭을 형성하는 두 표면의 열 전도도는, 적어도 100 W/mK로 높고 혈류와 열전도 접촉을 한다.

이러한 열전도 접촉은, 직접적일 수도 있고 간접적일 수도 있다. 혈관내 혈액 펌프가 환자의 혈관 내에서 작동 중일 때 펌프를 통한 혈류와 직접 접촉하며 전체가 상기 열전도성 물질로 이루어진 구조적 요소의 일부가, 갭을 형성하는 열전도성 표면 각각으로 이루어지면, 직접 열전도 접촉이 달성될 수 있다. 이는, 샤프트 및 임펠러가 열전도성 물질로부터 형성된 일체형 부분을 형성하는 경우 및/또는 샤프트의 통과를 위한 관통형 개구부를 형성하는 하우징의 원단부가 열전도성 물질로 이루어진 일체형 부분인 경우일 수 있다.

대안적으로, 별개의 열전도성 요소에 열전도적으로 연결된 적어도 하나의 추가적인 표면을 가지며 전체가 상기 열전도성 물질로 구성된 구조적 요소의 일부가, 갭을 형성하는 표면(들)로 각각 이루어지는 경우, 간접 열전도 접촉이 달성될 수 있다. 이때, 상기 별개의 열전도성 요소는, 혈관내 혈액 펌프가 환자의 혈관 내에서 작동 중일 때, 유동 혈액과 직접 접촉하거나 하나 이상의 추가적인 열전도성 요소를 통해 간접 열전도 접촉을 하여, 갭을 형성하는 표면(들)로부터의 열이 유동 혈액으로 열전도에 의해 소산(dissipate)될 수 있도록 한다. 물론, 열전도성 요소는 높은 열 전도도, 바람직하게는 갭을 형성하는 표면(들)의 바람직한 열 전도도보다 높은 열 전도도, 즉 100 W/mK 보다 높은 열 전도도, 바람직하게는 130 W/mK보다 높은 열 전도도, 더 바람직하게는 150 W/mK 보다 높은 열 전도도, 가장 바람직하게는200 W/mK 보다 높은 열 전도도를 자체적으로 가져야 한다.

갭을 형성하는 표면이 바람직하게는 샤프트용 레이디얼 슬라이딩 베어링을 구성할 수 있기 때문에, 상기 표면은 아주 작은 표면 거칠기(surface roughness), 바람직하게는 0.1 μm 이하의 표면 거칠기를 가져야 한다. 이러한 표면 거칠기는, US 2015/0051436 A1에 공지된 바와 같이 샤프트용 코팅으로서, DLC(Diamond-like carbon) 코팅에 의해 획득될 수 있다. 반면에, 현재의 기술로는 DLC 코팅을 갭의 길이에 걸쳐 2 μm 이하의 갭 폭을 달성할 수 있는 정도의 정확도로 DLC 코팅을 적용하기가 불가능하다. 그러므로 갭을 형성하는 표면(들)은 DLC와는 다른 물질 및/또는 다른 방법으로 제작된 물질, 가장 바람직하게는 세라믹 물질, 특히 소결(sintered) 세라믹 성분으로 구성되는 것이 바람직하다. 즉, 바람직하게는, 상기 열전도성 표면은 구조적 요소 상의 코팅이 아니라, 하나 이상의 구조적 요소의 표면, 즉 펌프를 어셈블링(assembling)하는 하나 이상의 요소의 표면이다.

세라믹의 일반적인 문제점은, 세라믹 물질은 전형적으로 낮은 열 전도도를 갖는다는 것이다. 예를 들어, US 2015/0051436 A1에서 언급된 산화 지르코늄(ZrO₂)은, 열 전도도가 2.5 W/mK 내지 3 W/mK 밖에 되지 않는다. 잘 알려진 세라믹인 산화 알루미늄(Al₂O₃)는 35 W/mK 내지 40 W/mK의 비교적 높은 열 전도도를 갖지만, 여전히 구리와 같은 금속의 열 전도도보다는 실질적으로 낮은 값이다. 실질적으로 더 높은 열 전도도를 갖는 몇 안 되는 세라믹 중 하나는 탄화 규소(SiC)이다. 전형적인 기술의 탄화 규소는 100 W/mK와 140 W/mK 사이의 열 전도도를 갖지만, 열 전도도가 더 높은 탄화 규소 역시 사용 가능하다. 순수한 탄화 규소는 350 W/mK의 열 전도도를 갖는다. 다른 세라믹과는 달리, 탄화 규소는 취성(brittle)이 크고, 따라서 다루기가 어렵다. 또한 제조 및 어셈블링(assembling) 중에 쉽게 파손될 수 있다. 그럼에도 불구하고, 탄화 규소는 본 발명의 목적을 위해, 취성 때문에 샤프트보다는, 열 용량이 좋으므로 갭을 형성하는 표면 중 적어도 하나, 바람직하게는 갭의 방사 방향 외곽 표면에 사용되기에 바람직한 물질이다. 따라서, 각각의 표면 또는 이러한 표면을 형성하는 구조적 요소 전체는 탄화 규소를 포함하거나 바람직하게는 탄화 규소로 구성된다.

탄화 규소가 슬라이딩 베어링의 한 표면을 형성하는 경우, 슬라이딩 베어링의 상호 반대편 표면은 본질적으로 임의의 다른 유형의 물질, 특히 임의의 다른 유형의 세라믹 물질로 구성될 수 있다. 각각의 다른 표면을 위한 세라믹 물질로, 알루미나 강화 지르코니아(alumina toughened zirconia, ATZ)가 높은 내구성 때문에 바람직하지만, 열 전도도는 25 W/mK밖에 되지 않는다. 따라서, 열이 갭으로부터 나와 혈액으로 방사 방향으로 전도되기 쉽도록, ATZ로부터 샤프트가 이루어지도록 하고, 내부에 샤프트가 놓이는 슬리브는 SiC로 이루어지도록 하는 것이 바람직하다.

작은 갭 폭으로 인해, 상기 갭을 통해 근위부로부터 원위부를 향해 흐르는 퍼지 유체의 압력 강하가 높기 때문에, 갭 폭은 바람직하게는 갭의 임펠러 측 단부(상기 임펠러 측 단부는 혈액과 접촉하는 갭 측)를 향할수록, 넓은 폭에서 좁은 폭으로 수렴하며, 이에 따라 갭의 원단부 또는 상대적으로 짧은 근위부 부분만의 갭 폭이 2 μm 이하가 된다. 즉, 갭의 전단 또는 임펠러 측 단부 또는 원단부(이들 용어는 동일한 의미를 가짐)로 수렴하는 갭의 장점은, 갭의 길이를 따라 근위부로부터 원위부로 흐르는 퍼지 유체에서 발생하는 압력 강하가, 갭의 전체 길이에 걸쳐 상기 최소 폭을 갖는 동일한 길이의 비 수렴(non-converging) 갭에서의 압력 강하와 비교하여, 낮게 유지될 수 있다는 것이다. 이러한 방법을 통하여, 최소 갭 폭이 매우 작은 경우에도, 예를 들면, 1 ~ 1.5 바(bar)의 압력을 제공하는 퍼지 유체 펌프를 사용할 수 있다.

보다 구체적으로는, 갭은, 상기 갭의 최소 폭이 갭의 임펠러 측 단부에 가장 가까운 갭 길이의 30% 이내인 일 부분에 위치하도록, 갭의 전단 또는 임펠러 측 단부를 향해 수렴할 수 있다. 보다 바람직하게는, 상기 최소 폭은 적어도 갭의 임펠러 측 단부에 존재한다.

최소 갭 폭이 실제로 갭의 임펠러 측 단부로, 즉 갭의 길이 중 극소의 짧은 부분으로 제한되는 경우는, 갭의 각 부분 내 마모를 증가시킬 수 있다. 그러므로, 바람직한 실시예에 따르면, 마모를 낮게 유지하기 위해 최소 갭 폭을 갖는 갭의 부분은 갭의 길이의 50% 이하, 바람직하게는 30% 이하, 그러나 바람직하게는 갭의 길이의 20% 이상에 걸쳐 연장된다. 이러한 부분의 길이는, 0.1 mm와 0.7 mm 사이, 더 바람직하게는 0.2 mm와 0.4 mm 사이의 범위 내 길이이다.

갭을 형성하는 표면 중 하나 또는 둘 모두를 테이퍼링(tapering)함으로써, 즉 하우징의 벽을 통과하는 개구부의 내부 표면에 의해 형성되는 갭의 외곽 표면을 테이퍼링하고 샤프트의 표면에 의해 형성된 갭의 내곽 표면을 테이퍼링함으로써, 갭이 좁아지도록 형성될 수 있다. 갭의 외곽 표면이 테이퍼링되는 것은 개구부 벽의 직경이 갭의 임펠러 측 단부를 향해 감소함을 의미하고, 갭의 내곽 표면이 테이퍼링되는 것은 샤프트의 직경이 갭의 임펠러 측 단부를 향해 증가함을 의미한다. 샤프트의 표면이 테이퍼링되도록 하는 것이 바람직한 반면, 제조의 용이성 때문에, 갭의 외곽 경계를 구성하는 개구부는 원통형(cylindrical)일 수 있다.

갭의 바람직한 길이는 1 mm 부터 2 mm 까지, 바람직하게는 1.3 mm 부터 1.7 mm까지 범위의 길이일 수 있지만, 최소 갭 폭은 5 μm 이하, 바람직하게는 4 μm 이하, 더 바람직하게는 3 μm 이하, 가장 바람직하게는 2 μm 이하일 수 있다. 최대 갭 폭은, 전형적으로 갭의 임펠러 측 단부 반대편의 갭의 단부에 위치하며, 15 μm 이하, 바람직하게는 10 μm 이하, 더 바람직하게는 8 μm 이하, 가장 바람직하게는 6 μm 이하일 수 있다. 좁아지는 갭이 약 6 μm의 최대 갭 폭 및 2 μm 이하의 최소 갭 폭을 갖는 것이 가장 바람직하다.

또한 갭은, 자신의 최소 폭을 갖는 위치까지 자신의 길이의 적어도 일부에 걸쳐 지속적으로, 자세하게는 선형적으로 좁아질 수 있다.

본 발명은, 원하는 경우에 헤파린을 포함하지 않거나 적어도 더 적게 포함하는 퍼지 유체(purge fluid)를 사용하여 작동할 수 있는 혈관 내(intravascular) 혈액 펌프를 제공할 수 있는 효과가 있다.

이하, 본 발명은 첨부된 도면을 참조하여 예로서 설명될 것이다. 첨부된 도면은 일정한 비례로 그려진 것이 아니다. 도면에서, 다양한 도면에 도시된 각각의 동일하거나 거의 동일한 구성 요소는 비슷한 번호로 표시된다. 명확성을 위해, 모든 구성 요소가 모든 도면에 라벨링된 것은 아닐 수 있다. 도면에서:
도 1은, 좌심실 내에 위치하는 유입(inflow) 캐뉼라를 가지며 좌심실 전에 삽입되는 혈관내(intravascular) 혈액 펌프를 개략적으로 나타낸 도면이고,
도 2는, 예시적인 종래 기술의 혈액 펌프의 개략적인 종단면도이고,
도 3은, 도 2의 혈액 펌프이지만, 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 구조를 갖는 혈액 펌프의 일부분의 확대도이고,
도 4a 내지 4i는, 좁아지는 원주 방향(circumferential) 갭의 변형예를 나타내는, 펌프의 원단부 레이디얼(radial) 베어링의 부분 확대도이다.

도 1은, 본 특정 예시에서는 좌심실을 지원하기 위한 혈액 펌프의 사용을 나타낸다. 혈액 펌프는 카테터(catheter)(14) 및 카테터(14)에 부착된 펌핑 장치(10)를 포함한다. 펌핑 장치(10)는 모터부(11) 및 펌프부(12)를 가지며, 이들은 동축 상에 서로 앞뒤로 배치되어 막대 모양의 구조 형태를 갖는다. 펌프부(12)는, "캐뉼라"라고도 종종 불리는 가요성(flexible) 흡입 호스(13)의 형태의 연장부를 갖는다. 펌프부(12) 내에 임펠러가 제공되어 혈류 입구로부터 혈류 출구로의 혈류가 발생하고, 모터부(11)내에 배치된 전기 모터에 의해 임펠러의 회전이 유발된다. 혈액 펌프는, 주로 상행대동맥(ascending aorta)(15b) 내에 놓이도록 위치한다. 대동맥 판막(18)은 닫힌 상태에서 펌프부(12) 또는 그의 호스부(13)의 바깥쪽에 대해 맞닿게 놓인다. 전방에 흡입 호스(13)을 갖는 혈액 펌프는, 선택적으로는 가이드 와이어를 이용하여, 카테터(14)를 전진시킴으로써 도시된 위치로 전진된다. 상기 과정에서, 흡입 호스(13)는 대동맥 판막(18)을 역행으로 통과하여, 혈액이 흡입 호스(13)을 통해 흡입되고 대동맥(16)으로 펌핑된다.

혈액 펌프의 사용이 도 1에 나타나는 응용으로 한정되는 것은 아니며, 도 1은 단지 대표적인 응용예에 관한 것일 뿐이다. 즉, 혈액 펌프는, 쇄골하동맥(subclavian artery) 등의 다른 말초(peripheral) 혈관을 통해서도 삽입될 수 있다. 대안적으로, 우심실에 대한 적용을 구상할 수 있다.

도 2는, 본 발명의 맥락에서도 사용하기에 적합한 종래 기술 US 2015/0051436 A1에 따른 혈액 펌프의 예시적인 실시예를 도시하되, 다만 "I"로 표시된 전단은 본 발명에 따라 변형되었고, 이러한 변형의 바람직한 실시예가 도 3에 도시되어있다. 즉, 모터부(11)는 긴 하우징(20)을 가지며, 그 안에 전기 모터(21)가 배치될 수 있다. 전기 모터(21)의 스테이터(stator)(24)는 일반적인 방식으로, 자기(magnetic) 리턴 경로(28)뿐만 아니라 원주 방향(circumferential)으로 분포된 많은 권선(winding)을 길이 방향으로 가질 수 있다. 자기 리턴 경로(28)는, 긴 하우징(20)의 외부 원통형 슬리브를 형성할 수 있다. 스테이터(24)는, 활성 방향(active direction)으로 자화된 영구자석으로 구성되며 모터 샤프트(25)에 연결된 로터(rotor)(26)를 둘러쌀 수 있다. 모터 샤프트(25)는, 모터 하우징(20)의 전체 길이에 걸쳐 연장될 수 있고, 개구부(35)를 통과하여 모터 하우징의 원단 외부로 돌출될 수 있다. 여기서, 모터 샤프트는 임펠러(34)를 장착하며, 임펠러는 자신으로부터 돌출되는 펌프 베인(pump vane)(36)을 갖고, 펌프 베인은, 모터 하우징(20)에 단단히 연결될 수 있는 관형(tubular) 펌프 하우징(32) 내에서 회전할 수 있다.

모터 하우징(20)의 근단부에는 가요성 카테터(14)가 씨일(seal)식으로 부착된다. 카테터(14)를 통해서, 전기 모터(21)로의 전력 공급과 전기 모터(21)의 제어를 위한 전기 케이블(23)이 연장된다. 추가로, 퍼지 유체 라인(purge fluid line)(29)이, 카테터(14)를 통해서 연장되고 모터 하우징(20)의 근단부 벽(22)을 관통한다. 퍼지 유체(purge fluid)는, 퍼지 유체 라인(29)을 통해 모터 하우징(20)의 내부로 공급되고 모터 하우징(20)의 원단부에서 단부 벽(30)을 통해 빠져나간다. 퍼징(purging) 압력은, 혈압보다 높게 선택되어 혈액이 모터 하우징으로 침투하는 것을 방지할 수 있고 응용 예에 따라 300 mmHg와 1400 mmHg 사이일 수 있다.

상기 언급한 바와 같이, 동일 퍼징된 씨일이, 가요성 구동 샤프트 및 원격 모터에 의해 구동되는 펌프에 결합될 수 있다.

임펠러(34)가 회전할 때, 혈액은 펌프 하우징(32)의 원단 개구부(37)를 통해 흡입되어 축 방향으로 펌프 하우징(32) 내에서 후단 방향으로 전달된다. 펌프 하우징(32) 내의 방사 방향 출구 개구부(38)를 통해, 혈액은 펌프부(12) 외부로 흘러, 더 나아가 모터 하우징(20)을 따라 흘러나온다. 이는, 모터에서 발생된 열이 방출되도록 한다. 또한 전달 방향을 반대로 하여 펌프부를 작동시키는 것도 가능하며, 이때 혈액은 모터 하우징(20)을 따라 흡입되어 펌프 하우징(32)의 원단 개구부(37)로부터 빠져나간다.

모터 샤프트(25)는, 한편으로는 모터 하우징(20)의 근단부에서 레이디얼(radial) 베어링(27, 31) 내에 장착되며, 다른 한편으로는 모터 하우징(20)의 원단부에 장착된다. 레이디얼 베어링, 특히 모터 하우징의 원단부에 있는 개구부(35) 내 레이디얼 베어링(31)은 슬라이딩 베어링으로서 구성된다. 더욱이, 모터 샤프트(25)는 모터 하우징(20) 내에 축 방향으로도 장착되되, 액시얼(axial) 베어링(40)은 마찬가지로 슬라이딩 베어링으로서 구성된다. 액시얼 슬라이딩 베어링(40)은, 임펠러(34)가 원단으로부터 근단으로 혈액을 전달할 때 원단 방향으로 작용하는 모터 샤프트(25)의 축 방향 힘을 수용하는 역할을 한다. 혈액 펌프가 혈액을 역방향으로도/역방향으로만 전달하는 데에 사용되면, 그에 대응하는 방식으로, 대응 액시얼 슬라이딩 베어링(40)도/대응 액시얼 슬라이딩 베어링(40)만이 모터 하우징(20)의 근단부에 제공될 것이다.

도 3은, 도 2의 "I"로 표시된 부분이 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 구조적으로 변형된 것을 더 자세히 나타낸다. 특히 레이디얼 슬라이딩 베어링(31) 및 액시얼 슬라이딩 베어링(40)을 볼 수 있다. 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)의 베어링 갭은, 한편으로는 모터 샤프트(25)의 원주 방향 표면(25A)에 의해, 다른 한편으로는 외부 갭 직경을 약 1mm으로 한정하는 모터 하우징(20)의 단부 벽(30)의 부싱(bushing) 또는 슬리브(33) 내 관통 보어(through bore)의 표면(33A)에 의해 형성될 수 있으나, 이 때 외부 갭 직경은 또한 1mm 보다 클 수도 있다. 본 실시예에서, 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)의 베어링 갭은, 갭의 전단 또는 임펠러 측 단부에서뿐만 아니라, 레이디얼 슬라이딩 베어링의 전체 길이에 이르도록, 2 ㎛ 이하의 갭 폭을 갖는다. 바람직하게는, 갭 폭은 1 μm와 2 μm 사이이다. 갭의 길이는 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)의 길이에 대응하여, 1 mm부터 2 mm 까지, 바람직하게는 1.3 mm 부터 1.7 mm 까지의 범위, 예를 들면 1.5 mm일 수 있다. 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)의 갭을 형성하는 표면은 0.1㎛ 이하의 표면 거칠기(surface roughness)를 갖는다.

샤프트 파괴(fracture)를 방지하기 위해 샤프트(25)는 바람직하게는 세라믹 물질로 이루어지고, 가장 바람직하게는 알루미나 강화 지르코니아(ATZ, alumina toughened zirconia)로부터 이루어진다. 30 W/mK와 39 W/mK 사이의 열 전도도를 갖는 알루미늄으로 인해 ATZ는 비교적 높은 열 전도도를 갖는다. 샤프트(25)의 원단부 상에 장착된 임펠러(34)는 바람직하게는, 더 높은 열 전도도를 갖는 물질로 이루어진다. 이러한 방식으로, 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)의 매우 좁은 갭에서 발생된 열은 샤프트(25) 및 임펠러(34)를 통해 임펠러(34)의 외부 표면을 따라 흐르는 혈액으로 소산될 수 있다.

그러나, PEEK(Polyether ether ketone)와 같이 열 전도도가 낮은 물질로 임펠러가 이루어지 실시예, 또는 심지어 상기 제안된 바와 같이 높은 열 전도도를 갖는 물질로 임펠러가 이루어지는 실시예에서, 어떤 경우에도 하우징(20)의 단부 벽(30) 내 슬리브(33)를 높은 열 전도도, 바람직하게는 적어도 100 W/mK, 더 바람직하게는 적어도 130 W/mK, 더 바람직하게는 적어도 150 W/mK, 가장 바람직하게는 적어도 200 W/mK의 열 전도도를 갖는 물질로 이루어지도록 하는 것이 유리하다. 특히, 슬리브(33)는 세라믹 슬리브일 수 있고, 좀 더 자세하게는 소결(sintered) 세라믹 물질로 이루어질 수 있다. 특히 바람직한 세라믹 물질로서, 탄화 규소(SiC)의 높은 열 전도도 때문에 슬리브(33)는 SiC를 포함하거나 전체로 구성될 수 있다.

단부 벽(30) 전체가 고 열전도성 물질로 이루어진 일체형 부분으로서 형성될 수 있는 반면, 자체적으로 열전도성의 하나 이상의 방사 방향 외부 요소(33B) 및 슬리브(33)로부터 단부 벽(30)을 어셈블링하는 것이 바람직할 수 있다. 이는, SiC와 같은 취성(brittle) 물질로 슬리브(33)가 이루어질 때 특히 중요할 수 있다. 따라서, 열전도성의 방사 방향 외부 요소(33B)는, 슬리브(33)에 열전도적으로 연결되며, 자체적으로 바람직하게는 슬리브(33)의 열 전도도보다 높고 어떤 경우에도 적어도 100 W/mK 이상인 열 전도도를 가짐으로써 슬리브(33)로부터의 열을 열전도성 요소(33B)를 통해 유동 혈액으로 열 전도 및 확산에 의해 소산될 수 있도록 한다.

도 2에 도시된 종래 기술 구조와 비교하여 도 3으로부터 더 알 수 있는 바와 같이, 하우징(20)의 단부 벽(30)의 축 방향 길이는 상대적으로 길다. 더 자세하게는, 하우징(20)의 단부 벽(30)의 외부 표면을 따라 혈액이 흐르는 경로는 방사 방향보다 축 방향으로 더 길다. 이는, 하우징(20)의 단부 벽(30)으로부터 혈류로 열이 전달되는 넓은 표면적을 제공한다. 예를 들면 혈류는, 축 방향으로는 1.5 mm 내지 4 mm, 바람직하게는 약 3 mm을 흐르는 반면, 방사 방향으로는 0.5 mm와 1 mm 사이, 바람직하게는 약 0.75 mm의 거리에 걸쳐 하우징(20)의 단부 벽(30)을 따라 바깥방향으로 유도될 수 있다.

액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 베어링 갭과 관련하여, 베어링 갭은 단부 벽(30)의 축 방향 내부 표면(41)과 이의 맞은편 표면(42)에 의해 형성된다. 상기 맞은편 표면(42)은, 로터(26)의 원단에서 모터 샤프트(25) 상에 놓이고 로터(26)과 함께 회전할 수 있는 세라믹 디스크(44)의 일부분일 수 있다. 단부 벽(30)의 베어링 갭 표면(41) 내에 채널(43)이 제공되어, 퍼지 유체로 하여금 액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 베어링 갭 표면(41, 42) 사이를 통과하여 액시얼 슬라이딩 베어링(31)을 향하여 흐르도록 할 수 있다. 그 외에도, 액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 상기 표면(41, 42)은 평평할 수 있다. 액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 베어링 갭은 수 마이크로미터로 매우 작다.

액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 베어링 갭 표면(41)이 도 3에 도시된 바와 같이 슬리브(33)에 의해 형성되고 슬리브(33)가 SiC로 이루어질 때, 액시얼 슬라이딩 베어링(40)의 상기 맞은편 표면(42)을 형성하는 세라믹 디스크(44)는 바람직하게는 알루미나 강화 지르코니아(ATZ)로 이루어진다. 대안적으로, 상기 맞은편 베어링 갭 표면(42)은, DLC(Diamond-like carbon) 코팅될 수 있거나, 마찬가지로 SiC로 이루어질 수 있다.

1 ㎛ 내지 2 ㎛의 좁은 갭 내에서 축 방향의 퍼지 유속을 높게 (≥0.6 m/s) 유지하기 위해 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)을 따른 압력 강하가 바람직하게는 약 500 mmHg 이상이 되도록 퍼지 유체의 압력이 조정된다. 혈액 펌프(10)는 헤파린이 없는 퍼지 유체를 사용하여 작동될 수 있다. 혈액 펌프는 심지어, 퍼징(purging)이 실패하는 경우 적어도 수 시간 동안은 퍼지 유체 없이도 작동할 수 있다.

도 4a 내지 4c는, 혈액 펌프 하우징(20)의 원단부에서 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)을 정의하는, 원주 방향 갭(본원에서는 구체적으로 참조번호 39로 지정됨)의 변형예를 나타낸다. 보다 구체적으로, 이러한 변형에서, 원주 방향 갭(39)은 근위부로부터 원위부로 수렴한다. 화살표는, 레이디얼 슬라이딩 베어링(31)을 퍼징하는 데에 사용되는 퍼지 유체의 흐름 방향을 나타낸다.

좁아지는 갭(39)의 일 실시예가 도 4a에 도시된다. 여기서, 최소 갭 폭이 정확히 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A)에 위치하는 상태에서, 갭이 근단에서부터 원단까지 지속적으로, 더 자세하게는 선형적으로 좁아진다.

도 4b에 도시된 실시예에서의 갭(39)은 마찬가지로 근단에서부터 원단까지 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A)를 향하여 지속적 및 선형적으로 좁아지지만, 최소 갭 폭은 갭(39)의 부분적인 길이에 걸쳐 연장되어 원통형 단부를 형성한다. 도 4b에 도시된 것과 같은 갭(39)의 원통형 단부는, 도 4a의 실시예에서 도시된 것과 같은 뾰족한 단부보다 마모가 덜한 경향이 있다. 상기 두 실시예에서, 대안적으로는 갭이 근단에서부터 원단까지 비선형적으로, 특히 볼록하게 또는, 다시 말해서 점감적으로(degressively) 좁아질 수 있다.

도 4a 및 4b 에 도시된 실시예에서는 근단에 비교하여 좁은 직경의 원단을 갖는 개구부(35)의 테이퍼링(tapering)로 인해 갭(39)이 좁아지는 반면에, 도 4c 및 도 4d는 샤프트(25)의 테이퍼링에 의해 갭이 좁아지는 실시예에 관한 것이다. 더 자세하게는, 두 실시예의 경우에서 샤프트(25)의 외경(outer diameter)은, 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A)를 향해 연장된다. 도 4c에서, 샤프트(25)의 외경은, 갭(39)의 근단측에 위치하는 일정한 직경을 가지는 샤프트 부분부터 갭(39) 이내의 최대 외경까지 확장되되, 상기 일정한 직경을 가지는 샤프트 부분은 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A) 반대편의 갭(39)의 단부에 걸쳐 뻗어있다. 도 4d에 도시된 실시예에서, 샤프트의 외경은 원주 방향의 홈(groove)을 갖되, 상기 원주 방향 홈은, 마찬가지로 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A) 반대편의 갭(39)의 단부에 걸쳐 뻗어있다. 도시된 실시예에서, 홈의 직경은 근단에서부터 원단까지 선형적으로 증가하여, 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A) 직전에 최소 갭에 도달하도록 한다. 그러나, 선형적으로 좁아지는 갭(39) 대신, 샤프트(25)의 직경이 예를 들면 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A)를 향해 점진적으로 증가할 수 있다.

도 4a 내지 4d의 실시예들과 관련하여 도시된 변형예들은 임의의 적절한 방식으로 결합될 수 있다. 즉, 샤프트(25)가 연장되어 통과하는 개구부의 테이퍼링 직경과 테이퍼링 샤프트(25) 모두에 의해 좁아지는 갭(39)이 형성될 수 있다.

도 4e 내지 4i는, 좁아지는 갭(39)의 용이한 제조에 대해 최적화되는, 펌프의 원단부 레이디얼 베어링(31)의 실시예들에 관한 도면이다. 도 4e에서, 베어링(31)은 두 개의 베어링 링(31A, 31B)으로 구분되고, 근단부 베어링 링(31B)의 개구부보다 작은 직경의 개구부를 갖는 원단부 베어링 링(31A)이 혈액에 접한다. 도 4f에서, 좁아지는 갭은 샤프트(25)의 표면(25A) 내 원주 방향 홈(25B)에 의해 형성되되, 홈(25B)은 단순 굴곡진 단면을 갖는다. 도 4g에서, 좁아지는 갭은 마찬가지로 샤프트(25)의 표면(25A) 내 원주 방향 홈(25B)에 의해 형성되지만, 여기서 홈(25B)은, 샤프트(25)가 갭(39)의 영역 내에서 원뿔형의 축 방향 단면을 갖도록 형성될 수 있다. 도 4h에서, 도 4e의 실시예와 유사하게, 혈액과 접촉하는 원단부에서 갭(39)의 근단부에 비해 더 작은 직경을 갖는 단차형 보어(stepped bore)에 의해 베어링(31)이 형성된다. 도 4i에서도 역시, 베어링(31)은 두 개의 베어링 링(31A, 31B)으로 구분되고, 근단부 베어링 링(31B)보다 작은 직경을 갖는 원단부 베어링 링(31A)이 혈액과 접한다. 그러나, 본 실시예에서 근단부 베어링 링(31B)은 원통형 내부 표면을 갖는 반면, 원단부 베어링 링(31A)은 갭의 임펠러 측 단부(39A)를 향해 좁아지는 원뿔형 내부 직경을 갖는다.

Claims

혈관 내(intravascular) 혈액 펌프에 있어서,
임펠러(34)를 장착한 회전 가능한 샤프트(25), 및 개구부(35)가 있는 하우징(20)을 포함하되,
상기 샤프트(25)는 상기 하우징 외부에 위치하는 상기 임펠러(34)와 함께 상기 개구부(35)를 통하여 연장되고, 상기 샤프트 및 상기 하우징은 상기 개구부(35) 내부에 원주 방향 갭(gap)을 형성하는 표면(25A, 33A)을 가지며,
상기 갭은 소정의 길이를 가지고, 상기 길이의 적어도 일부분에서 2 μm 이하에 이르는 폭을 가지되,
상기 갭을 형성하는 상기 표면(25A, 33A) 중 적어도 하나(33A)는 열전도율이 적어도 100 W/mK 인 물질로 이루어지는,
혈관 내 혈액 펌프.
제1항에 있어서,
상기 열전도율은 적어도 130 W/mK 인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항에 있어서,
상기 열전도율은 적어도 150 W/mK 인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항에 있어서,
상기 열전도율은 적어도 200 W/mK 인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 표면은 상기 샤프트를 위한 레이디얼 슬라이딩 베어링을 구성하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 표면(25A, 33A) 중 상기 적어도 하나(33A)는 구조적 요소(33)의 일부로 되며, 상기 구조적 요소는 전체적으로 상기 물질로 이루어지며, 상기 혈관 내 혈액 펌프가 환자의 혈관 내에서 사용될 때 혈류와 직접 접촉하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 표면(25A, 33A) 중 상기 적어도 하나(33A)는 구조적 요소(33)의 일부로 되며, 상기 구조적 요소는 전체적으로 상기 물질로 이루어지며, 열전도 요소(33B)에 열전도 가능하게(thermoconductively) 연결된 적어도 하나의 추가적인 표면을 가지고, 상기 열전도 요소는, 상기 혈관 내 혈액 펌프가 환자의 혈관 내에서 작동할 때, 혈류와 직접 접촉하거나, 하나 이상의 추가적인 열전도 요소를 통하여 혈류와 간접적으로 열전도 접촉하여, 상기 갭을 형성하는 상기 표면(25A, 33A) 중 상기 적어도 하나(33A)로부터의 열이 열전도에 의해 혈류로 소산(dissipate)될 수 있되,
상기 하나(33B) 이상의 열전도 요소의 상기 열전도율은 적어도 100 W/mK 인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 표면(25A, 33A) 각각의 표면 거칠기(surface roughness)가 0.1 μm 이하인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 적어도 하나의 표면(33A)은 세라믹 물질로 이루어지는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 적어도 하나의 표면(33A)은 상기 샤프트(25)가 저널(journal)할 수 있는 세라믹 슬리브(33)의 일부가 되는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 샤프트의 상기 표면(25A)을 포함하는 상기 샤프트(25)는 세라믹 물질로 이루어지는, 혈관 내 혈액 펌프.
제11항에 있어서,
상기 갭을 형성하는 상기 샤프트의 상기 표면(25A)은 알루미나 강화 지르코니아(ATZ, alumina toughened zirconia)로 이루어지는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 적어도 하나의 표면(33A)은 탄화규소(SiC, silicon carbide)를 포함하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제13항에 있어서,
상기 적어도 하나의 표면(25A, 33A) 중 하나(33A)는 탄화규소를 포함하고, 상기 적어도 하나의 표면(25A, 33A) 중 다른 하나(25A)는 알루미나 강화 지르코니아(ATZ, alumina toughened zirconia)를 포함하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 하우징에 연결되고, 퍼지 유체(purge-fluid)를 상기 하우징 내부로 가이드하여, 상기 퍼지 유체가 상기 개구부(35)를 통하여 상기 하우징을 빠져나가게 하도록 배열된, 퍼지 유체 공급 라인(29)을 더 포함하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제15항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭(39)은 상기 갭(39)의 임펠러 측 단부(39A)를 향해 수렴하고, 상기 2㎛ 이하의 폭은, 상기 갭(39)의 상기 길이의 50% 이내 중에서 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A)에 가장 가까운 곳에 위치하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제16항에 있어서,
상기 2㎛ 이하의 폭이, 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A)에 위치하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제16항 또는 제17항에 있어서,
상기 2㎛ 이하의 폭이, 상기 갭(39)의 상기 길이의 30% 이하에 이르도록 연장되는, 혈관 내 혈액 펌프.
제16항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 개구부(35)의 직경이 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A)를 향해 수렴하는, 혈관 내 혈액 펌프.
제16항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 샤프트(25)의 외경이 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A)를 향해 확장되는, 혈관 내 혈액 펌프.
제20항에 있어서,
상기 샤프트(25)의 상기 외경이, 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A) 반대편의 상기 갭(39)의 단부를 넘어 연장되는 원주 방향 홈(groove)을 가지는, 혈관 내 혈액 펌프.
제20항에 있어서,
상기 샤프트(25)의 상기 외경이, 상기 갭(39)의 상기 임펠러 측 단부(39A) 반대편의 상기 갭(39)의 단부를 넘어 연장되는 일정한 직경의 샤프트 섹션으로부터, 상기 갭(39) 내부의 최대 외경까지 확장되는, 혈관 내 혈액 펌프.
제16항 내지 제22항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭(39)의 최대 폭은 15 μm 이하인, 혈관 내 혈액 펌프.
제23항에 있어서,
상기 갭(39)의 최대 폭은 6 μm 이하인, 혈관 내 혈액 펌프.
제1항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 갭(39)의 길이는 1mm 에서 2mm의 범위 내에 있는, 혈관 내 혈액 펌프.
제25항에 있어서,
상기 갭(39)의 길이는 1.3mm 에서 1.7mm의 범위 내에 있는, 혈관 내 혈액 펌프.