WO2003006088A1 - Pompe cardiaque artificielle equipee d'un coussinet hydrodynamique - Google Patents

Pompe cardiaque artificielle equipee d'un coussinet hydrodynamique Download PDF

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thrust
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blood
dynamic pressure
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Takashi Yamane
Yasushi Hisabe
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National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology
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Definitions

  • the present invention relates to an artificial heart pump used in place of or together with a living heart, and more particularly to an artificial heart pump in which an impeller is supported by dynamic pressure bearings in both the radial and thrust directions.
  • the pulsatile flow type is a method in which a fixed amount of blood is sent out each time a pulse is delivered. Some ventricular assist devices with advanced clinical applications have been used on a yearly basis.
  • the continuous flow type is a method in which blood is continuously delivered by a rotating mechanism. The delivery device is not directly related to the pump capacity, and can be easily miniaturized. It is promising for an artificial heart to be implanted in the body. Regarding the effect of non-pulsatile flow on living organisms, some animal experiments have shown that they survive without physiological problems.
  • continuous flow pumps are being developed as an auxiliary artificial heart that leaves a living heart.
  • continuous flow pumps There are several types of continuous flow pumps, such as centrifugal type, axial type, and rotary displacement type.
  • the present invention relates to an axial flow type of the continuous flow type pump.
  • a centrifugal pump for an artificial heart as shown in FIG. 3 has been proposed by one of the present inventors as the pump for a continuous flow artificial heart. (Japanese Patent Laid-Open No. Hei 10-33664, US Patent No. 6,015,434).
  • the centrifugal impeller 52 is supported by two bearings 56-58 and 55-60 as shown in FIG.
  • An impeller driving device 61 is provided below the casing 57, and the magnet 63 rotates inside the impeller driving device 61, thereby rotating and driving the magnet group 54 with the built-in impeller. Thereby, blood flows in from an inflow port 64 formed in the upper part of the casing, and can be discharged from an outflow port provided in the lower part of the casing.
  • a device using a direct drive type driving device in which the movable portion 66 is replaced by an electromagnet group has been developed.
  • the impeller is supported in the radial direction by the repulsive force of the magnet 56 on the outer periphery of the impeller cylindrical portion 51 and the supporting magnet 58 arranged at a position facing the impeller as described above.
  • a pivot shaft 55 projecting from the bottom surface of the impeller portion 52 is supported by being received by a pivot receiver 60 provided at the center of the bottom wall 59 of the casing.
  • an impeller driving device 61 provided at the lower portion of the casing is arranged, and a magnet 63 arranged opposite to the magnet group 54 provided at the bottom of the impeller is rotated.
  • a means for driving the re-impeller by rotating the magnet 63 in a direct drive manner as an electromagnet is employed.
  • the present invention has been made based on the above findings, and is lighter in weight than conventional pumps for artificial hearts, does not generate abrasion powder due to frictional sliding, and has blood stagnation on the bearing portion. It is an object of the present invention to provide an artificial heart pump that suppresses the occurrence of blemishes.
  • the artificial heart pump according to the present invention has a blood inlet at the top and a blood outlet at the side, a casing provided with a plurality of electromagnets on the inner peripheral surface, and protruding from the bottom of the casing, A fixed shaft provided with a thrust receiver at each of upper and lower ends, an impeller portion including a plurality of impellers disposed in the casing and having a blood inflow portion at a center portion and a blood outflow portion at a side portion; and the impeller portion.
  • An impeller support member having a hole supported from below and rotatably fitted to the fixed shaft at the center and rotatably supporting the impeller; and a plurality of outer peripheral surfaces of the impeller support member having a casing inner peripheral surface.
  • a plurality of permanent magnets are provided at positions facing the electromagnet, and radial dynamic pressure bearings are formed between the inner peripheral surface of the hole of the impeller support member and the outer peripheral surface of the fixed shaft, and upper and lower end surfaces of the impeller support portion are provided. Respectively between receiving Bok thrust provided to the upper and lower ends of the fixed shaft consists of forming the thrust dynamic pressure bearing.
  • the impeller support members facing the thrust receivers provided at the upper and lower ends of the fixed shaft each include a plurality of thrust dynamic pressure generating grooves, This includes providing a plurality of radial dynamic pressure generating grooves on the outer periphery, and sequentially configuring a first thrust dynamic pressure bearing portion, a radial dynamic pressure bearing portion, and a second thrust dynamic pressure bearing portion.
  • the thrust generating groove provided on the lower end surface of the fixed shaft and facing the thrust receiver has a pump-in type spiral pattern
  • the thrust generating groove provided on the upper end surface and facing the thrust receiver has a pump-port type spiral groove. Includes spiral / turn.
  • the artificial heart pump according to the present invention has a radial dynamic pressure bearing formed between the cylindrical inner surface of the impeller support member and the outer peripheral surface of the fixed shaft as described above, and is formed between upper and lower end surfaces of the impeller support member and upper and lower ends of the fixed shaft.
  • Thrust dynamic pressure bearings were formed between the provided thrust receivers, so that the impellers were held in a floating state in the radial direction and the slide direction by the respective bearings and rotated, and the blood was subjected to the first thrust dynamic pressure.
  • the bearing, the radial dynamic pressure bearing, and the second thrust bearing circulate in order.
  • FIG. 1 is a sectional view showing an embodiment of the artificial heart pump according to the present invention.
  • FIG. 3 is a sectional view of a conventional artificial heart pump.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of the artificial heart pump of the present invention
  • FIG. 2 is an explanatory view showing a configuration of a dynamic pressure bearing.
  • an impeller section 2 provided with a plurality of radially extending impellers 1 of an upper casing 4 has a center portion opened to form a blood inflow section 3, and the impeller 1 is rotated as described later.
  • blood is sucked from a cylindrical inlet 5 provided in the upper casing 4 and discharged from an outlet 6 provided on a side surface of the upper casing 4.
  • the impeller section 2 is supported by a cylindrical impeller support member 7, and a cylindrical bearing member 8 is integrally provided at the center of the impeller support member 7.
  • a lower thrust dynamic pressure generating groove 11 having a pump-in type spiral pattern as shown in FIG. 2 (c) is provided on a lower end face 10 of a bearing member 8 which is a part of the impeller support member 7.
  • An upper thrust dynamic pressure generating groove 13 having a pump flat type spiral / turn as shown in FIG. 2 (a) is formed on the upper end face 12 thereof.
  • the hole formed in the center of the cylindrical bearing member 8 is fitted to a fixed shaft 17 protruding from the upper side of the lower thrust receiver 16 fixed to the lower casing 15 and has a predetermined shape.
  • the cylindrical thrust port 14 is formed at an interval to form a radial dynamic pressure bearing section for rotatably supporting the impeller "! And the impeller support member 7, and the lower thrust receiver 16 serves as a lower thrust bearing. It is arranged facing the lower end face 10 of the bearing member 8 having the pressure generating groove 11 at a predetermined distance, and the upper end face 1 2 of the bearing member 8 having the upper thrust dynamic pressure generating groove 13.
  • the upper thrust receiver 18 is fixed to the upper part of the fixed shaft 17 by a fixed member 19 at a predetermined distance from the upper thrust receiver 18.
  • an inclined groove 20 for generating a radial dynamic pressure is formed on the outer periphery of the lower part of the fixed shaft 17. Is formed.
  • the outer periphery of the impeller support member 7 is disposed a plurality of permanent magnets 21 at predetermined intervals, where c is the outer periphery of the lower casings 1 5 are arranged a plurality of electromagnets 22 facing the permanent magnet 21
  • a direct drive motor is formed, and the impeller driving device 23 is provided.
  • the electromagnet 22 is energized while changing the polarity in order as described above, and the impeller is supported.
  • the impeller 2 provided with the re-impeller 1 is rotated to draw blood from the inlet 5, and this blood is pressurized in the process of flowing from the inlet 3 to the outlet 9 of the impeller 1. Discharge from outlet 6.
  • the thrust dynamic pressure bearing portion formed in the gap with the lower end surface 10 of the cylindrical member, the cylindrical port formed in the gap between the outer peripheral surface of the fixed shaft 17 and the hole portion 14 of the bearing member 8 The radial dynamic pressure bearing part consisting of 14, the thrust dynamic pressure bearing part formed in the gap between the upper end surface of the bearing member 8 and the lower surface of the upper thrust receiver 18, and the inflow part 3 on the low pressure side of the impeller 2 are circulated in order.
  • a flow path is formed. In such a flow path, in the gap between the upper surface of the lower thrust receiver 16 and the lower end surface 10 of the bearing member 8, a pump-in type spiral-shaped pattern is provided on the lower surface of the impeller support member 7 in the illustrated embodiment.
  • the blood trying to flow along the flow path as described above can be moved, for example, as shown in FIG. 2 (c). It is sucked from the outer peripheral side of the pressure generating groove 11 and discharged to the inner peripheral side. The dynamic pressure generated at this time supports the force in the lower thrust direction of the entire impeller member.
  • the inner peripheral side of the lower thrust dynamic pressure generating groove 11 communicates with the cylindrical port 14 formed in the gap between the outer peripheral surface of the fixed shaft 17 and the cylindrical inner peripheral surface of the bearing forming member 8.
  • a plurality of hydrodynamic grooves 20 are formed on the outer periphery of the fixed shaft 17 in this gap, so that the blood flows from the lower end of the fixed shaft as shown in FIG. 2 (b). And discharge it to the upper end side.
  • the dynamic pressure generated at this time supports the entire impeller member in the radial direction.
  • the blood flow discharged to the upper end side of the fixed shaft 17 in this manner is supplied to the gap between the upper end surface 12 of the bearing forming member 8 and the lower surface of the upper thrust receiver 18 in the illustrated embodiment by the impeller support member 7.
  • the upper thrust dynamic pressure generating groove 13 having a pump-out type spiral pattern is formed on the upper surface of the upper thrust. For example, as shown in FIG. It is sucked from the inner peripheral side and discharged to the outer peripheral side.
  • the blood flow discharged here is sucked into the suction side 3 of the impeller 1 as shown in FIG. 1, mixed with the new blood sucked through the inlet port 5 from the inlet 5, and is discharged under pressure by the impeller 1. .
  • This and The dynamic pressure generated supports the force in the upper thrust direction of the entire impeller portion.
  • the lower thrust dynamic pressure generating groove 11 supports the force in the lower thrust direction, and the impeller portion as a whole. And is held in a predetermined floating state.
  • the impeller member rotates stably without coming into contact with the surrounding upper casing 4, lower casing 15, central fixed shaft 13 and the like.
  • the fluid that generates the dynamic pressure is a liquid and highly viscous blood, so that reliable support can be performed.
  • This fluid is a fluid in the circulation flow path from the high pressure side of the outlet of the impeller to the low pressure side of the inflow part, and is subjected to a dynamic pressure such that the fluid flows under the force in the direction of this flow path. Since the generation grooves are formed, a stable flow of the working fluid for generating dynamic pressure is generated, and also in this respect, the bearing can be reliably supported. In addition, since blood does not stay due to the stable flow of blood in the bearing portion, the occurrence of thrombus can be prevented.
  • a bearing forming member 8 is provided on the center side of an impeller support member 7 for supporting the impeller portion 2, while a permanent magnet for driving the impeller is provided on the outer peripheral side. Therefore, the impeller member can be rotated stably, the height of the artificial heart pump can be reduced, and the whole can be made compact, especially as an artificial heart pump for implantation into the body. Suitable.
  • the present invention is configured as described above, it is possible to reduce the weight as compared with the conventional one using a magnetic bearing, generate less wear powder than the one using a pivot bearing, and provide a bearing portion.
  • a pump for an artificial heart which does not generate blood stagnation can be provided.

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Description

明 細 書 動圧軸受を備えた人工心臓用ポンプ 技術分野
この発明は生体の心臓の代わりに、或いは生体の心臓と共に用いる人工心臓用ポ ンプに関し、特にラジアル方向及びスラスト方向共に動圧軸受によりインペラを支持し た人工心臓用ポンプに関する。 背景技術
日本においても、臓器移植法が施行され、脳死からの心臓移植が可能となっている が、実情はドナー不足のため、なお残る患者を救う道は人工心臓しかなし、。人工心臓 の研究は古くから行われ、臨床使用も多数報告されている。人工心臓には、生体心臓 を切除しないで並列に入れる補助人工心臓と、生体心臓を切除して人工心臓を結合す る完全置換人工心臓とがある。従来これらは、ベッドサイドに制御装置を設置した空気 駆動型のものがほとんどであつたが、近年は腹部埋め込みが可能で、ベルトないしリュ ックにつけたパッテリを用し、て電気駆動する補助人工心臓も開発され、現在の製品で はそのサイズの点から体格の大きい患者用に限られるものの、在宅治療もできる人工 心臓が用いられるようになつている。
このような人工心臓をポンプ形式の点から分類すると、大別して拍動流式及び連続 流式の 2方式が存在する。拍動流型は、 1回の拍出毎に定量の血液を送出する方式 であり、臨床応用が進んだ補助人工心臓では年単位の使用実績を有するものもある。 連続流型は回転機構により連続的に血液を送出する方式であり、送出置がポンプ容 積には直接関係せず小型化が容易で、体内埋め込み型の補助人工心臓用に有望で ある。無拍動流が生体に与える影響については、し、くつかの動物実験によると、生理 的問題なく生存することが報告されている。ただし、生理的には拍動流が好ましいとさ れてし、るため、連続流ポンプは生体心臓を残して付ける補助人工心臓として開発力《進 められている。連続流型ポンプの中には遠心式、軸流式、回転容積式などの形式があ る。本発明は、この連続流型ポンプの軸流動式に関するものである。 上記連続流式人工心臓用ポンプとして、本発明者の一人によって第 3図に示すような 人工心臓用遠心ポンプが提案された。（日本国特開平 1 0— 33664号、米国特許第 6 01 5434号）。この人工心臓用ポンプによると、第 3図に示すように遠心式インペラ 52 を 2つの軸受 56— 58及び 55— 60で支えている。ケーシング 57の下部にはインペラ 駆動装置 61を設け、その内部で磁石 63が回転することにより、インペラ内蔵の磁石 群 54を回転駆動している。それによリケーシング上部に形成した流入口 64から血液 が流入し、ケーシングの下部周囲に設けた流出口からこれを吐出することができるよう になっている。なお、上記のような磁気カップリングによりインペラを回転する手段とし て、可動部分 66を電磁石群に置換したダイレクトドライブ方式の駆動装置を採用したも のも開発されている。
上記提案の人工心臓用ポンプにおいて、インペラの支持は前記のように、ラジアル方 向はインペラ円筒部 51外周の磁石 56とこれに対向する位置に配置した支持用磁石 5 8の反発力により支持し、スラスト方向はインペラ部 52の底面から突出したピボット軸 55を、ケーシングの底壁 59の中心部に設けたピボット受け 60で受けることにより支持 している。また、このように支持したインペラを駆動する手段としては、ケーシングの下 部に設けたインペラ駆動装置 61を配置し、インペラの底部に設けた磁石群 54に対向 して配置した磁石 63を回転させることにより、或いは磁石 63を電磁石としてダイレク卜 ドライブ方式で回転させることによリインペラを駆動する手段を採用している。
しかしながら、上記のようなインペラの支持方式においては、インペラ及びケーシング に多数の磁石を固定する必要があり、ポンプの製造に多くの手数を要するほか、イン ペラに多数の磁石を固定するためインペラの重量が大きくなる。また、ピボット軸受部 分で相互に摩擦摺動し、長期間使用していると摺動接触面に次第に摩耗粉が蓄積し てこのポンプの寿命の短縮化の原因となると共に、軸受部分に血液のよどみを発生し 血拴の原因となることもある。
本発明は上記のような知見に基づし、てなされたもので、従来の人工心臓用ポンプと 比較して軽量であり、摩擦摺動による摩耗粉の発生がな かつ軸受部分に血液の淀 みの発生を抑制した人工心臓用ポンプを提供することを目的としている。 発明の開示 この発明に依る人工心臓用ポンプは、上部に血液の流入口と側面部に血液の流出 口を有し、内周面に複数の電磁石を備えたケーシングと、上記ケーシングの底面より 突設され、上下端部にそれぞれスラスト受けを備えた固定軸と、上記ケーシング内に 配置され、中心部に血液流入部を、側面部に血液流出部を有する複数のインペラから 成るインペラ部と、上記インペラ部を下方より支持し、中心に上記固定軸に回転可能に 嵌合して上記インペラを回転自在に支持する孔部を備えたインペラ支持部材と、上記 インペラ支持部材の外周面のケーシング内周面の複数電磁石に対面する位置に複数 の永久磁石が設けられ、上記インペラ支持部材の孔部内周面と上記固定軸の外周面 間にラジアル動圧軸受を形成し、上記インペラ支持部の上下端面と上記固定軸の上 下端に設けたスラス卜受け間にそれぞれスラスト動圧軸受を形成したことから成る。 また、本発明に依る人工心臓用ポンプは、上記固定軸の上下端に設けられたスラス ト受けと対面するインペラ支持部材にはそれぞれ複数のスラスト用動圧発生溝を備え、 上記固定軸の下方外周には複数のラジアル動圧発生用の溝を備え、第 1のスラスト動 圧軸受部とラジアル動圧軸受と第 2のスラス卜動圧軸受部とを順に構成したことを含む。 更に、上記固定軸の下端面に設けられたスラスト受けと対面するスラスト発生溝はポ ンプイン型スパイラル状パターンであり、上端面に設けたスラスト受けと対面するスラス 卜発生溝はポンプァゥト型のス/ ィラル/ ターンであることを含む。
この発明に依る人工心臓用ポンプは、上述の如 インペラ支持部材の円筒状内面 と固定軸の外周面間にラジアル動圧軸受を形成し、インペラ支持部材の上下端面と固 定軸の上下端に設けられたスラスト受け間にそれぞれスラスト動圧軸受を形成したの で、それぞれの軸受によりインペラ部はラジアル方向とスライト方向で浮動状態に保持, 回転されると共に、血液は第 1のスラス卜動圧軸受部、ラジアル動圧軸受部、第 2スラ スト軸受部を順に循環する。
従って、磁石の使用量が少なきなるので軽量となると共に、インペラ部は浮動してし、 るので摩擦粉の発生もなぐ軸受部分に於ける血液の淀みを解消することができる。 図面の簡単な説明
第 1図は、本発明に依る人工心臓用ポンプの一実施例を示す断面図である。
第 2図 (a) , (b) , (c)は、第 1図の人工心臓用ポンプの軸受の構成の説明図である。 第 3図は、従来の人工心臓用ポンプの断面図である。 発明を実施するための最良の形態
本発明に依る人工心臓用ポンプを図面に沿って説明する。第 1図は本発明の人工心 臓用ポンプの一実施例を示す断面図であり、第 2図は動圧軸受の構成を示す説明図 である。第 1図において、上部ケーシング 4の放射状に延びる複数のインペラ 1を備え たインペラ部 2は、その中心部が解放して血液の流入部 3を形成しており、インペラ 1を 後述するように回転駆動するとき、上側ケーシング 4に設けた円筒状の流入口 5から血 液を吸引し、上側ケーシング 4の側面に設けた流出口 6から吐出している。
インペラ部 2は円筒状のインペラ支持部材 7により支持されており、インペラ支持部材 7の中心部には円筒状軸受部材 8を一体的に備えている。インペラ支持部材 7の一部 である軸受部材 8の下端面 1 0には、第 2図（c)に示すようなポンプイン型のスパイラル 状パターンを有する下側スラスト用動圧発生溝 1 1を形成しており、上端面 1 2には、第 2図 (a)に示すようなポンプァゥ卜型のス/ ィラル状/ ターンを有する上側スラス卜用動 圧発生溝 1 3を形成している。
円筒状軸受部材 8の中心に形成している孔部は、下側ケーシング 1 5に固定された下 側スラスト受け 1 6上よリ突設された固定軸 1 7に嵌合して、所定の間隔の円筒状通口 部 1 4を形成し、インペラ"!及びインペラ支持部材 7を回転自在に支持するラジアル動 圧軸受部になると共に、前記下側スラス卜受け 1 6は下側スラスト用動圧発生溝 1 1を 有する軸受部材 8の下端面 1 0と所定間隔を保って対向して配置される。また、上側ス ラスト用動圧発生溝 1 3を有する軸受部材 8の上端面 1 2と所定間隔を保って上側スラ スト受け 1 8は固定部材 1 9により固定軸 1 7の上部に固定されている。また、固定軸 1 7 の下方外周にはラジアル動圧発生用の傾斜溝 20を形成している。
インペラ支持部材 7の外周には複数の永久磁石 21を所定間隔で配置し、下側ケー シング 1 5の外周囲には前記永久磁石 21に対向して複数の電磁石 22を配置している c この電磁石 22の極性を順に変更して通電することにより、ダイレクトドライブ式のモー タを構成し、インペラ駆動装置 23としている。モータ磁束が径方向に向くように設定す ることにより、動圧スラスト軸受に過大な負荷をかけないことが可能である。
上記構成により、電磁石 22を前記のように極性を順に変えて通電し、インペラ支持 部材 7を回転させることによリインペラ 1を備えたインペラ部 2を回転させ、血液を流入 口 5から吸引し、この血液をインペラ 1の流入部 3から流出部 9に至る過程で加圧し、流 出口 6から吐出する。
このとき、インペラ 1の側面部に設けられた流出部 9からの加圧された血液の一部は, 図中一点鎖線の矢印で示すように、インペラ部 2の下面と下側ケーシング 1 5の上面と の間隙、インペラ支持部材 7の外周面と下側ケーシング 1 5の対向する筒状内壁面と の間隙、下側スラスト受け 1 6の上面とインペラ支持部材 7の一部である軸受部材 8の 下端面 1 0との間隙に形成されるスラス卜動圧軸受部、固定軸 1 7の外周面と軸受部材 8の孔部 1 4内周面との間隙に形成される円筒状通口部 1 4から成るラジアル動圧軸受 部、軸受部材 8の上端面と上側スラスト受け 1 8の下面との間隙に形成されるスラスト 動圧軸受部、及びインペラ 2の低圧側の流入部 3を順に循環する流路が形成される。 このような流路において、下側スラスト受け 1 6の上面と軸受部材 8の下端面 1 0との 間隙には、図示実施例ではインペラ支持部材 7の下面にポンプイン型のスパイラル状 ノ ターンを有する下側スラスト用動圧発生溝 1 1が形成されているので、前記のような 流路に沿って流れようとしている血液を、例えば第 2図（c)に示すように下側スラスト用 動圧発生溝 1 1の外周側から吸引し内周側に吐出する。このとき発生する動圧によつ て、インペラ部材全体の下側スラスト方向への力を支持している。
下側スラス卜用動圧発生溝 1 1の内周側は、固定軸 1 7の外周面と軸受形成部材 8の 円筒状内周面との間隙に形成した円筒状通口部 1 4に連通し、この間隙には図示実施 例では固定軸 1 7の外周に傾斜した複数の動圧発生溝 20を形成しているので、第 2図 (b)に示すように固定軸の下端側から血液を吸引し、上端側に吐出する。このとき発生 する動圧によって、インペラ部材全体のラジアル方向の支持を行う。
このようにして固定軸 1 7の上端側に吐出された血液流は、軸受形成部材 8の上端面 1 2と上側スラスト受け 1 8の下面との間隙において、図示実施例ではインペラ支持部 材 7の上面にポンプアウト型のスパイラル状パターンを有する上側スラスト用動圧発生 溝 1 3が形成されているので、例えば第 2図（a)に示すように、上側スラスト用動圧発生 溝 1 3の内周側から吸引し外周側に吐出する。
ここで吐出された血液流は第 1図に示すようにインペラ 1の吸入側 3に吸引され、流 入口 5から吸弓 Iした新たな血液と混合され、インペラ 1で加圧されて吐出される。このと き発生する動圧によって、インペラ部全体の上側スラスト方向への力を支持しており、 前記下側スラスト用動圧発生溝 1 1による下側スラスト方向への力の支持と共に、イン ペラ部全体の上下方向の支持を行い、所定の浮動状態に保持している。
上記のような軸受構成及びその作用により、インペラ部材は周囲の上側ケーシング 4, 下側ケーシング 1 5、中心の固定軸 1 3等と接触することなぐ安定して回転する。しかも インペラ部材を支持する動圧軸受部分において、動圧を発生する流体は液体でありか つ粘性が高い血液であるので確実な支持を行うことができる。また、この流体はインべ ラの流出部の高圧側から流入部の低圧側への循環流路中の流体であり、且つこの流 路の方向にした力《つて流体が流動するように動圧発生溝を形成しているので、動圧発 生用作動流体の安定的な流れを生じ、この点でも軸受部における確実な支持を行うこ とができる。また、軸受部分での血液の安定的な流れにより血液の滞留を生じることが ないので、血栓の発生を防止することができる。
また、第 1図に示す実施例においては、インペラ部 2を支持するインペラ支持部材 7の 中心側に軸受形成部材 8を備える一方、外周側にはインペラ駆動用の永久磁石を配 置しているので、インペラ部材を安定して回転させることができ、また人工心臓用ボン プの高さを小さなものとすることができ、全体をコンパクト化することができ、特に体内 埋め込み用人工心臓用ポンプとして適する。
なお、上記実施例においてはラジアル方向の動圧軸受として、中心部に固定した固 定軸 1 7の外周に動圧発生溝 20を設けた例を示したが、軸受形成部材 8の内周面に 設けても良い。 産業上の利用可能性
本発明は上記のように構成したので、従来の磁気軸受を用いたものと比較して軽量 化することができ、ピボット軸受を用いたものと比較して摩耗粉の発生がな かつ軸 受部分に血液の淀みを発生することカ《ない人工心臓用ポンプとすることができる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 .上部に血液の流入口（5)と側面部に血液の流出口（6)を有し、内周面に複数の電 磁石 (22)を備えたケーシング (4， 1 5)と、
上記ケーシングの底面よリ突設され、上下端部（1 2， 1 0)にそれぞれスラスト受け（1 8， 1 6)を備えた固定軸（1 7)と、
上記ケーシング内に配置され、中心钾に血液流入部 (3)を、側面部に血液流出部 ( 9)を有する複数のインペラ ( 1 )から成るインペラ部 (2)と、
上記インペラ部を下方より支持し、中心に上記固定軸に嵌合して上記インペラ部を回 転自在に支持する孔部を備えたインペラ支持部材 (7)と、上記インペラ支持部の外周 面のケーシング内周面の複数の電磁石 (22)に対面する位置に複数の永久磁石 (21 ) が設けられ、
上記インペラ支持部材の孔部内周面と上記固定軸の外周面間にラジアル動圧軸受 を形成し、上記インペラ支持部材の上下端面と上記固定軸の上下端に設けたスラスト 受け間のそれぞれスラスト動圧軸受を形成したことを特徴とする動圧軸受を備えた人 ェ心臓用ポンプ。
2.上記固定軸の上下端（1 2, 1 0)に設けられたスラスト受け（1 8， 1 6)と対面するィ ンペラ支持部材にはそれぞれ、複数のスラスト用動圧発生溝（1 3， 1 1 )を備え、上記 固定軸の下方外周には複数のラジアル動圧発生用の溝 (20)を備え、第 1のスラス卜 動圧軸受部とラジアル動圧軸受と第 2のスラスト動圧軸受部とを順に構成したことを特 徴とする請求の範囲第 1項記載の人工心臓用ポンプ。
3.上記固定軸の下端面に設けられたスラスト受けと対面するスラスト発生溝（1 1 )は、 ポンプイン型スパイラル状パターンであって、発生溝の外周側から吸引した血液を内 周側に吐出し、上端面に設けられたスラスト受けと対面するスラスト発生溝（1 3)はポ ンプアウト型のスパイラルパターンであって、発生溝の外周側から吸引した血液を外周 側へ吐出することを特徴とする請求の範囲第 2項記載の人工心臓用ポンプ。
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