WO2023199602A1 - 磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法、磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置及び磁気浮上型血液ポンプシステム - Google Patents

磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法、磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置及び磁気浮上型血液ポンプシステム Download PDF

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WO
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impeller
drive control
magnetically levitated
blood pump
housing
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亘 土方
晃平 畠中
立樹 藤原
克洋 大内
裕国 荒井
友裕 水野
雄介 井上
能明 武輪
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国立大学法人東京工業大学
国立大学法人 東京医科歯科大学
国立大学法人旭川医科大学
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Definitions

  • the present invention relates to a drive control method for a magnetically levitated blood pump used in an artificial heart, etc., which feeds blood by magnetically levitating an impeller with a magnetic bearing, a drive control device for a magnetically levitated blood pump, and a magnetically levitated blood pump. Relating to a floating blood pump system.
  • Blood circulation is assisted by a blood pump comprising a housing having a blood inflow port and a blood outflow port connected to a blood supply tube, an impeller that rotates within the housing to send blood, and an electric motor for rotating the impeller.
  • Blood pump systems are widely used as heart auxiliary pumps that assist the work of the heart and blood circulation systems in artificial heart-lung machines.
  • a blood circulation system is used as an extracorporeal blood circulation route to temporarily replace a patient's cardiopulmonary function.
  • the extracorporeal blood circulation pathway includes a blood pump to flow blood through the pathway.
  • blood circulation systems are sometimes used as extracorporeal blood circulation routes for long periods of time, from several days to several weeks, for auxiliary circulation to assist heart function in cases of heart failure, respiratory failure, etc.
  • a thrombus may be formed in the blood pump, the artificial lung, and the blood flow path. If the blood clot is sent into the patient's body, it can cause serious complications such as embolizing blood vessels.
  • a contact bearing (pivot bearing) 101 is used to drive an impeller 102, as shown in FIG. 18(A).
  • a centrifugal blood pump 100 was used in which an impeller 102 in a housing 105 was rotated by an electric motor 104 with a magnetic coupling force 103 in the Z direction, but the contact bearing 101 was used without lubrication to avoid blood contamination. Because of this, there is severe wear and friction, and there have been problems such as decreased durability, blood cell destruction (hemolysis), and blood clot formation due to bearing wear, shear force, and retention.
  • Magnetic levitation blood pumps 200 For the purpose of reducing Magnetic levitation blood pumps 200, in which an impeller 201 in a housing 205 is rotated by an electric motor 204 using a coupling force 203, are becoming mainstream (for example, see Patent Documents 1, 2, and 3). Furthermore, blood (venous blood) is extracted from the human body, the blood is sent to an oxygenator using a centrifugal blood pump, and the oxygenated and carbon dioxide-removed blood is transferred to the patient's veins or arteries. Magnetic levitation blood pumps are also being used for extracorporeal membrane oxygenation (ECMO), which is an extracorporeal circulation type life support device, and blood pumps for extracorporeal circulation.
  • ECMO extracorporeal membrane oxygenation
  • the present inventors have performed ECMO treatment on a large number of patients with COVID-19, and have experienced that patients infected with COVID-19 exhibit a very strong tendency to blood clotting. Similar reports have been made around the world.
  • thrombus detection and thrombosis prevention techniques are required not only for auxiliary artificial hearts but also for extracorporeal circulation blood pumps such as extracorporeal membrane oxygenation (ECMO) devices.
  • extracorporeal circulation blood pumps such as extracorporeal membrane oxygenation (ECMO) devices.
  • thrombi can be detected from the phase difference between the electromagnet current and the impeller displacement by reciprocating the impeller in the diametrical direction (for example, (See Non-Patent Document 1).
  • a magnetically levitated blood pump 201 is provided to magnetically levitate the impeller 201 in the housing 205 and maintain the upright posture.
  • a sinusoidal current to one of the magnetic levitation electromagnet 202X and the magnetic levitation electromagnet 202Y, reciprocating vibration in the diametrical direction of the impeller 201 prevents platelet adhesion due to minute vibrations of the impeller 201, thereby preventing thrombus formation. can do.
  • the magnetic levitation electromagnet 202X is provided to control the magnetic levitation of the impeller 201.
  • the displacement sensor 207X detects a vibration waveform corresponding to the state of reciprocating vibration of the impeller 201, and when a thrombus occurs, the phase of the vibration waveform corresponding to the displacement in the diametrical direction of the impeller 201 detected by the displacement sensor 207X changes. Therefore, a thrombus can be detected from the phase difference ⁇ between the phase of the electromagnet current, that is, the sine wave current, and the phase of the vibration waveform detected by the displacement sensor 207X.
  • phase difference ⁇ between the phase of the electromagnet current waveform and the phase of the impeller displacement is proportional to the blood viscosity ⁇ , and for the narrowest radial gap g r between the inner wall of the housing 205 and the impeller 201,
  • the gap gr that changes due to thrombus formation changes in inverse proportion to the cube of r , and has the relationship expressed by the following equation (1). ⁇ /g r Equation 3 (1)
  • phase of the electromagnet current waveform and the phase of the impeller displacement can be detected because the phase difference ⁇ with respect to the blood clot changes in inverse proportion to the cube of the gap g r , which changes due to the formation of a thrombus. It was difficult to distinguish it from a thrombus because of the
  • an object of the present invention is to eliminate the phase difference ⁇ between the phase of the electromagnet current waveform and the phase of the impeller displacement (phase of the vibration waveform), without depending on the temperature or viscosity ⁇ of blood.
  • An object of the present invention is to provide a drive control method, a drive control device, and a magnetically levitated blood flow pump system for a magnetically levitated blood flow pump, which are capable of reliably detecting the position of a blood clot and prevent thrombus formation within a housing. .
  • the impeller is vibrated in a circular orbit to rotate and revolve, and by measuring the impeller's orbit and the electrical angle of the drive current, it is possible to determine where in the pump a thrombus has formed based on the phase difference ⁇ . In addition to detection, this orbital vibration also makes it possible to prevent blood clots inside the pump.
  • the present invention is a drive control method for a magnetically levitated blood pump in which an impeller in a housing is rotated while being magnetically levitated by an electromagnet, and the impeller draws a circular trajectory in which the center of rotation of the impeller is moved in the radial direction.
  • the impeller is characterized in that it is moved as shown in FIG.
  • the drive control method for a magnetically levitated blood pump according to the present invention can set the revolution period to be an integral multiple or 1/integer multiple of the rotation period.
  • the impeller may revolve in a circular orbit.
  • the impeller may revolve in an elliptical orbit.
  • the impeller is revolved so as to draw a circumferential locus in which the rotation direction of the impeller is rotated in a simple radial direction while the rotation center of the impeller is rotated in a simple radial direction. It can be done.
  • the impeller in the housing is rotated by an electric motor using a magnetic coupling force, and the impeller is rotated in an X-axis direction and a Y-axis direction perpendicular to the rotational axis direction of the impeller.
  • the impeller in the housing can be caused to revolve in a circular orbit by supplying a sine wave current and a cosine wave current to magnetic levitation electromagnets that are arranged perpendicularly to the magnetic levitation electromagnet and magnetically levitate the impeller in the housing. .
  • the impeller in the housing is rotated by an electric motor using a magnetic coupling force, and the impeller is rotated in an X-axis direction and a Y-axis direction perpendicular to the rotational axis direction of the impeller.
  • the impeller inside can be made to revolve in an elliptical orbit.
  • the present invention is a drive control device for a magnetically levitated blood pump that rotates an impeller in a housing while being magnetically levitated by an electromagnet, and includes a rotation drive control means that rotates the impeller by an electric motor using a magnetic coupling force;
  • the impeller is characterized in that it includes a revolution drive control means that causes the impeller to revolve by moving the impeller so as to draw a circumferential locus in which the rotation center of the impeller is moved in the radial direction, and the impeller is caused to revolve together with the rotation.
  • the rotation drive control means and the revolution drive control means cause the impeller to rotate and revolve at a revolution period that is an integral multiple or 1/integer multiple of the rotation period. can do.
  • the revolution drive control means may revolve the impeller in a circular orbit.
  • the revolution drive control means may revolve the impeller in an elliptical orbit.
  • the revolution drive control means causes the rotation center of the impeller to make a single vibration in the radial direction while drawing a circular trajectory in which the vibration direction is rotated.
  • the impeller may be made to revolve.
  • the rotation drive control means causes the impeller in the housing to rotate by an electric motor using a magnetic coupling force
  • the revolution drive control means causes the impeller in the housing to rotate.
  • the revolution drive control means may control the sine wave current or the cosine wave current to be supplied to the magnetic levitation electromagnet that magnetically levitates the impeller in the housing. By shifting one phase, the impeller within the housing can be caused to revolve in an elliptical orbit.
  • the present invention is a magnetically levitated blood pump system, comprising a magnetically levitated blood pump drive control device according to any one of the above aspects of the present invention, and a magnetically levitated blood pump whose drive is controlled by the drive control device. , characterized in that the impeller of the magnetically levitated blood pump is caused to revolve along with its rotation.
  • the magnetically levitated blood pump system includes calculation means for measuring a phase difference between a trajectory of displacement of the impeller when the impeller revolves and a trajectory of current of an electromagnet that causes the impeller to revolve. be able to.
  • the phase of the drive current waveform for making the impeller revolve and the phase of the displacement of the rotation center of the impeller due to the revolution of the impeller (the vibration waveform
  • the phase difference ⁇ from the blood temperature and viscosity ⁇ becomes a DC component within the revolution period, and can be reliably distinguished from the fluctuations in the phase difference ⁇ caused by thrombus formation.
  • the impeller is vibrated in an orbital manner to rotate and revolve, and the phase difference ⁇ is measured by measuring the impeller orbit and the electrical angle of the drive current.
  • this orbital vibration can prevent the formation of a thrombus inside the pump.
  • the impeller by causing the impeller to revolve along with the rotation at an integral multiple or 1/integer multiple of the rotation period, the blood clot formed on the inner wall of the how housing and the blood clot formed on the outer wall of the impeller due to the above-mentioned phase difference. Thrombi can be differentiated and detected.
  • a thrombus formed inside the pump can be detected from the phase difference without being affected by processing errors on the inner wall of the housing.
  • the position of a thrombus can be reliably detected from the phase difference ⁇ between the phase of the electromagnet current waveform and the phase of the impeller displacement (phase of the vibration waveform) without depending on the temperature or viscosity ⁇ of the blood. Accordingly, it is possible to provide a drive control method, a drive control device, and a magnetically levitated blood flow pump system for a magnetically levitated blood flow pump that can prevent thrombus formation within a housing.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of an extracorporeal blood circulation system in which the present invention is implemented.
  • FIG. 2 shows the supply of revolution drive control current by a revolution drive control unit that functions as a revolution drive control means for revolving an impeller in a housing of a magnetic levitation blood pump in a circular orbit in a drive control device for a magnetic levitation blood pump system.
  • FIG. 2 is a schematic plan view of a magnetically levitated blood pump schematically showing its state.
  • FIG. 3 is a block diagram showing an example of the configuration of the revolution drive control section.
  • 4(A) and 4(B) are diagrams for explaining thrombus detection by excitation of the impeller in a circular orbit in the magnetically levitated blood pump, and FIG.
  • FIG. 4(A) shows the impeller revolving in a circular orbit.
  • FIG. 4B is a schematic plan view of a magnetically levitated blood pump showing the phase of the drive current, that is, the relative angle between the current vector according to the revolution of the impeller and the impeller displacement vector according to the revolution of the impeller.
  • the relative angle between the current vector and the impeller displacement vector is measured as the phase difference between the drive current phase and the rotational phase of the impeller, and the change in phase difference due to viscosity change and the change in phase difference due to thrombus formation are calculated.
  • It is a characteristic diagram of the phase difference shown as a change according to the rotation angle of the said impeller.
  • FIGS. 6(A) and 6(B) are diagrams for explaining the change in phase difference when the viscosity changes in the magnetically levitated blood pump system, and FIG. 5(A) shows the measurement of the change in phase difference when the viscosity changes.
  • FIG. 5B is a diagram schematically showing the configuration of an experimental apparatus for performing the experiment, and FIG. 5B is a characteristic diagram showing the measured phase difference change.
  • FIGS. 6(A) and 6(B) are diagrams for explaining phase difference changes using a simulated thrombus (tape) for thrombus detection in the magnetically levitated blood pump system.
  • FIG. 6(B) is an exploded perspective view of the housing of the pump, and FIG.
  • FIG. 6(B) is a diagram showing a state in which a tape is attached to the inner wall of the housing as a substitute for a blood clot.
  • FIG. 7 is a characteristic diagram showing a change in phase difference due to the measured simulated thrombus (tape).
  • FIG. 8 is a diagram schematically showing the configuration of an experimental device for measuring phase changes during thrombus formation using pig blood in the magnetically levitated blood pump system.
  • 9(A) and 9(B) are diagrams showing the first experimental results obtained with the above experimental device, and FIG. 9(A) shows the inner wall surface of the housing where a thrombus has been formed.
  • (B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • FIG. 10(A) and 10(B) are diagrams showing the results of the second experiment obtained with the above experimental device, and FIG. 10(A) shows the inner wall surface of the housing where a thrombus has been formed.
  • (B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • FIG. 11(A) and FIG. 11(B) are diagrams showing the third experimental results obtained with the above experimental device, and FIG. 11(A) shows the inner wall surface of the housing where a thrombus has been formed.
  • (B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • 12(A) and 12(B) are diagrams for explaining detection of a thrombus formed on the surface of the impeller in the magnetically levitated blood pump system, and FIG.
  • FIG. 12(A) is a diagram showing the inner wall of the housing.
  • FIG. 12B is a schematic plan view of a magnetically levitated blood pump showing how blood clots are formed on the outer wall of the impeller and the impeller
  • FIG. FIG. 2 is a characteristic diagram of a phase difference ⁇ measured by 13(A) and 13(B) are diagrams for explaining the phase difference ⁇ measured when the housing has an elliptical inner wall in the magnetically levitated blood pump system.
  • 13(A) is a diagram schematically showing the elliptical shape of the inner wall and the circular orbit in which the impeller revolves
  • FIG. 13(B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • FIG. 14(A) and 14(B) are diagrams for explaining the phase difference ⁇ measured when the housing has an elliptical inner wall in the magnetically levitated blood pump system
  • FIG. 14(A) is a diagram schematically showing the elliptical shape of the inner wall and the elliptical orbit in which the impeller revolves
  • FIG. 14(B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • Figures 15(A) and (B) show that in the magnetically levitated blood pump system, the impeller revolves in a circular trajectory with its vibration direction rotated while the rotation center of the impeller is in simple harmonic motion in the radial direction.
  • FIG. 15(A) is a schematic plan view of a magnetically levitated blood pump showing the orbit of the impeller
  • FIG. 15(B) is a diagram for explaining the phase difference ⁇ measured when the measurement is performed.
  • FIG. 3 is a characteristic diagram of the phase difference ⁇ .
  • 16(A), FIG. 16(B), FIG. 16(C), and FIG. 16(D) are diagrams for explaining the effect of preventing thrombus formation due to minute vibrations of the impeller in the magnetically levitated blood pump system.
  • 16(A) shows the observation results of thrombus formation obtained by measuring the thrombus formation time in the pump, where the frequency of the minute vibration of the impeller is f and the amplitude is a.
  • FIG. 17 is a diagram showing the magnification of the thrombus formation time in each pump measured when the impeller is revolved relative to the time for thrombus formation in the pump measured when the impeller is not revolved.
  • FIG. 18(A) and 18(B) show the structure of a conventional centrifugal blood pump used as an implantable blood pump (assisted artificial heart) used to assist blood circulation in heart failure patients.
  • FIG. 18(A) is a partial vertical cross-sectional perspective view of a mechanical bearing type centrifugal blood pump having a contact bearing (pivot bearing), and
  • FIG. 18(B) is a magnetic
  • FIG. 1 is a partially vertical perspective view of a floating blood pump.
  • FIG. 2 is a plan view schematically showing the structure of a magnetically levitated blood pump for explaining a method for detecting a blood clot formed in a magnetically levitated blood pump, which the present inventors previously reported in Non-Patent Document 1. .
  • the present invention is implemented, for example, in an extracorporeal blood circulation system 10 configured as shown in FIG.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of an extracorporeal blood circulation system 10 in which the present invention is implemented.
  • This extracorporeal blood circulation system 10 includes a housing 22 having a blood inflow port 21A and a blood outflow port 21B connected to blood supply tubes 11A and 11B, an impeller 23 that rotates within the housing 22 and transports blood, and the impeller 23.
  • a centrifugal blood pump 20 equipped with an electric motor 24 for rotation is provided, and blood (venous blood) is taken out from a human body (not shown) via a blood inflow side blood vessel 11A. It functions as an extracorporeal circulation path for returning blood to the patient's vein or artery via the blood outflow side blood vessel 11B.
  • the blood circulation path in the extracorporeal blood circulation system 10 can be provided with a blood processing device 15 for treating blood circulated through the blood circulation path, and the blood processing device 15 may be, for example, the centrifugal type An artificial lung or the like is provided to perform gas exchange to discharge carbon dioxide from the blood sent out from the blood outflow port 21B of the blood pump 20 via the outflow side blood vessel 11B and take in oxygen.
  • a blood processing device 15 for treating blood circulated through the blood circulation path
  • the blood processing device 15 may be, for example, the centrifugal type
  • An artificial lung or the like is provided to perform gas exchange to discharge carbon dioxide from the blood sent out from the blood outflow port 21B of the blood pump 20 via the outflow side blood vessel 11B and take in oxygen.
  • the centrifugal blood pump 20 in this extracorporeal blood circulation system 10 includes an electric motor that rotates the impeller 23 in the housing 22 with magnetic coupling force in the Z-axis direction while magnetically levitating it by magnetic levitation electromagnets 25X and 25Y.
  • a magnetically levitated blood pump with a motor 24 is employed.
  • the magnetically levitated blood pump 20 in this extracorporeal blood circulation system 10 is driven and controlled by a drive control device 30, and is moved so as to draw a circular trajectory in which the rotation center of the impeller 23 in the housing 22 is moved in the radial direction,
  • a magnetically levitated blood pump system 40 is constructed in which the impeller 23 is rotated and revolved.
  • the drive control device 30 in this magnetically levitated blood pump system 40 is provided with control information by an arithmetic processing unit 35 and includes a rotation drive control section 31 and a revolution drive control section 32.
  • the rotational drive control unit 31 controls the drive of the electric motor 24 that rotates the impeller 23 in the housing 22 by magnetic coupling force based on the control information provided by the arithmetic processing unit 35. It functions as an autorotation drive control means that rotates on its own axis.
  • FIG. 2 is a schematic plan view of the magnetically levitated blood pump 20 schematically showing the supply state of the revolution drive control current by the revolution drive control section 32.
  • the revolution drive control unit 32 includes a magnetic levitation electromagnet 25X that is disposed orthogonal to the X-axis direction and the Y-axis direction, which are perpendicular to the Z-axis direction, and magnetically levitates the impeller 23 in the housing 22.
  • 25Y a sine wave current Is and a cosine wave current Ic having a phase difference of 90° are supplied as revolution drive control currents, thereby functioning as a revolution drive control means for causing the impeller 23 in the housing 22 to revolve in a circular orbit.
  • this magnetically levitated blood pump system 40 moves the rotational drive control section 31 functioning as a rotational drive control means and the impeller 23 so as to draw a circumferential locus in which the rotation center is moved in the radial direction.
  • the drive control device 30 includes a revolution drive control section 32 that functions as a revolution drive control means for causing the impeller 23 to revolve, so that the impeller 23 is caused to revolve around the axis and revolve inside the housing 22 of the magnetically levitated blood pump 20. .
  • This revolution drive control section 32 is composed of a digital signal processing circuit (DSP: Digital Signal Processor), and an example of its functional configuration is shown in the block diagram of FIG.
  • DSP Digital Signal Processor
  • Specifying information x r specifying the rotational center position of the impeller 23 in the X-axis direction is sent to the revolution drive circuit 50 consisting of a digital signal processing circuit (DSP: Digital Signal Processor) for maintaining the rotational center position of the impeller 23.
  • DSP Digital Signal Processor
  • a sine wave current XIsin and a cosine wave current YIcos are supplied to magnetic levitation electromagnets 25X and 25Y that magnetically levitate the impeller 23 in the housing 22 so as to move the rotation center position of the impeller 23 on the orbit of the It looks like this.
  • the signal waveform of the detection signal from the displacement sensor 27 that detects the displacement amount of the rotation center position of the impeller 23 is taken in via the A/D converter 52, and a Fourier transform section (Fourier Transform) 53 Then, the amplitudes Ax and Ay of the displacement of the rotation center of the impeller 23 in the X-axis direction and the Y-axis direction are determined, respectively.
  • the amplitudes Ax and Ay obtained by the Fourier transform section (Fourier Transform) 53 are averaged by a low pass filter (LPF) 54 because the amplitudes fluctuate due to the influence of the heartbeat.
  • LPF low pass filter
  • the difference between the target excitation amplitude (Target Amplitude) set in the target value setting section 55 and the actual amplitude averaged by the low-pass filter (LPF) 54 is input into the PID controller 56.
  • the target displacement (x r ', y r ') is determined and inputted to a magnetic bearing controller 51 to vibrate and drive the impeller 23.
  • the signal waveforms of the sine wave current Is and the cosine wave current supplied to the magnetic levitation electromagnets 25X and 25Y are transmitted from the current sensor 26 to the A/D converter 52.
  • the signal waveform of the detection signal from the displacement sensors 27X and 27Y which detect the displacement amount of the rotation center position of the impeller 23 which is reciprocated in the X-axis direction according to the sine wave current Is is taken in,
  • the angle ⁇ between the displacement vector Pv and the current vector Iv which is expressed as a vector by vector transform units (Vector Transform) 57P and 57I, is the displacement x, y of the rotation center of 23 in the X-axis direction and Y-axis direction. ) 58 is provided.
  • this phase difference detection circuit 59 measures the impeller displacements x, y due to the revolution of the impeller 23, and also measures the electromagnet currents Ix, Iy during the revolution, and calculates the displacement vector Pv and the current vector Iv on the XY plane. Then, the angle (size of phase delay) ⁇ formed by the displacement vector Pv with respect to the current vector Iv is determined.
  • the angle (size of phase lag) ⁇ formed by the displacement vector Pv with respect to the current vector Iv changes in inverse proportion to the cube of the clearance g between the inner wall of the housing 22 and the outer wall of the impeller 23, but the viscosity of blood ⁇
  • FIGS. 4(A) and 4(B) are diagrams for explaining detection of thrombus CL by circular orbit vibration of the impeller 23 in the magnetically levitated blood pump 20, and FIG. 23 in a circular orbit, that is, the relative angle ⁇ between the current vector Iv corresponding to the revolution of the impeller 23 and the impeller displacement vector Pv corresponding to the revolution of the impeller 23.
  • the schematic plan view, FIG. 4(B) is obtained by measuring the relative angle ⁇ between the current vector Iv and the impeller displacement vector Pv as the phase difference ⁇ between the phase of the drive current and the rotational phase of the impeller 23.
  • FIG. 4 is a characteristic diagram showing changes in the phase difference ⁇ due to viscosity changes and changes in the phase difference ⁇ due to thrombus CL formation as change characteristics F1 and F2 according to the rotation angle ⁇ of the impeller 23.
  • a change in blood viscosity ⁇ and thrombus formation are distinguished from a change in blood viscosity ⁇ based on the phase difference ⁇ obtained by the phase difference detection circuit 59 of the revolution drive control unit 32, and thrombus CL is detected.
  • the formation position can be detected.
  • FIGS. 5(A) and 5(B) are diagrams for explaining the phase difference change when the viscosity changes in the magnetically levitated blood pump system 40, and FIG. 5(A) shows the phase difference change when the viscosity changes. It is a diagram schematically showing the configuration of an experimental device for measuring a phase difference change, and FIG. 5(B) is a characteristic diagram showing a measured phase difference change.
  • FIGS. 6(A) and 6(B) are diagrams for explaining phase difference changes using a simulated thrombus (tape) regarding thrombus detection in the magnetically levitated blood pump system 40
  • FIG. 6(A) It is an exploded perspective view of the housing 22 of the floating blood pump 20
  • FIG. 6(B) is a diagram showing a state in which a tape 66 is attached to the inner wall of the housing 22 as a substitute for a blood clot.
  • FIG. 7 is a characteristic diagram showing a change in phase difference due to the measured simulated thrombus (tape).
  • a thrombus substitute is provided on the inner wall surface of the housing 22 of the magnetically levitated blood pump 20 shown in the exploded perspective view of FIG. 6(A).
  • the phase difference ⁇ between the tape position P TP and the opposite position P OP increased, and at other positions It was confirmed that ⁇ was decreasing. Therefore, by measuring the phase difference ⁇ , the formation of a thrombus can be detected separately from a change in viscosity, and the position of the thrombus can also be estimated.
  • FIG. 8 is a diagram schematically showing the configuration of an experimental device in which the phase change during thrombus formation was measured using pig blood in the magnetically levitated blood pump system 40.
  • FIGS. 9(A) and 9(B) are diagrams showing the first experimental results obtained using the above experimental apparatus, and FIG. 9(A) shows the inner wall surface of the housing where a thrombus has formed, and FIG. ) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • a thrombus CL1 was formed on the inner wall surface of the housing 22 when the impeller rotation angle ⁇ was in the range of 90° to 135°, and as shown in FIG. 9(B).
  • the phase difference ⁇ between the thrombus generation position P CL1 and the opposite position P OP1 at an impeller rotation angle ⁇ of 90° to 135° increased over time.
  • FIGS. 10(A) and 10(B) are diagrams showing the second experimental results obtained with the above experimental apparatus, and FIG. 10(A) shows the inner wall surface of the housing 22 on which a thrombus has formed.
  • FIG. 10(B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • thrombus CL2 was formed on the inner wall surface of the housing 22 when the impeller rotation angle ⁇ was in the range of -135° to -180°.
  • the phase difference ⁇ between the thrombus formation position P CL2 and the opposite position P OP2 at an impeller rotation angle ⁇ of ⁇ 135° to ⁇ 180° increased over time.
  • FIG. 11(A) and 11(B) are diagrams showing the results of the third experiment obtained using the above experimental device, and FIG. 11(A) shows the inner wall surface of the housing 22 on which a thrombus has formed.
  • 11(B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • the drive control device 30 draws a circular trajectory in which the rotation center of the impeller 23 is moved in the radial direction by the rotation drive control section 31 functioning as a rotation drive control means.
  • the impeller 23 is rotated and revolved at a revolution period that is an integral multiple or 1/integer multiple of the rotation period T by a revolution drive control unit 32 that functions as a revolution drive control means that moves the impeller 23 as shown in FIG. It can be done.
  • FIGS. 12(A) and 12(B) are diagrams for explaining detection of a thrombus formed on the surface of the impeller 23 in the magnetically levitated blood pump system 40
  • FIG. ) is a schematic plan view of the magnetically levitated blood pump 20 showing how thrombi CLa and CLb are formed on the inner wall of the housing 22 and the outer wall of the impeller 23, respectively
  • FIG. It is a characteristic diagram of the phase difference ⁇ measured by causing the impeller 23 to rotate and revolve at twice the revolution period.
  • the impeller 23 by causing the impeller 23 to rotate and revolve with the revolution period 2T, which is twice the rotation period T, the inner wall of the housing 22 and In the case where blood clots CLa and CLb are formed on the outer wall of the impeller 23, the relative angle ⁇ between the current vector Iv according to the revolution of the impeller 23 and the displacement vector Pv according to the rotation angle ⁇ of the impeller 23 is calculated.
  • the measured result of the phase difference ⁇ is that the phase difference ⁇ CLa due to the blood clot CLa formed on the inner wall of the housing 22 is equal to the phase difference ⁇ CLb due to the blood clot CLb formed on the outer wall of the impeller 23.
  • the revolution period of the impeller 23 is not limited to 2T, which is twice the rotation period T, but is adjusted to an integer of the rotation period T by the revolution drive control section 32, which functions as a revolution drive control means for causing the impeller 23 to revolve.
  • the revolution drive control section 32 which functions as a revolution drive control means for causing the impeller 23 to revolve.
  • the revolution drive control section 32 causes the impeller 23 to revolve in a circular orbit, but the orbit of the impeller 23 is limited to a circular orbit. Instead, the impeller 23 is revolved in an elliptical orbit, or the impeller 23 is revolved so as to draw a circular trajectory in which the rotation center of the impeller 23 is rotated in the radial direction while making a simple harmonic vibration in the radial direction. You may also do so.
  • FIGS. 13(A) and 13(B) illustrate the phase difference ⁇ measured when the housing 22 is an inner wall of an elliptical shape S Oval in the magnetically levitated blood pump system 40.
  • FIG. 13(A) is a diagram schematically showing the elliptical shape S Oval of the inner wall and the circular orbit O Circular in which the impeller 23 revolves
  • FIG. 13(B) is a diagram showing the characteristics of the measured phase difference ⁇ . It is a diagram.
  • FIGS. 14(A) and 14(B) are diagrams for explaining the phase difference ⁇ measured when the housing 22 is an inner wall of an elliptical shape S Oval in the magnetically levitated blood pump system 40.
  • 14(A) is a diagram schematically showing the elliptical shape S Oval of the inner wall and the elliptical orbit OOval in which the impeller 23 revolves
  • FIG. 14(B) is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • the revolution drive control unit 32 of the drive control device 30 controls one phase of the sine wave signal XIsin or the cosine wave current Ic supplied to the magnetic levitation electromagnets 25X and 25Y that magnetically levitate the impeller 23 in the housing 22.
  • the impeller 23 inside the housing 22 can be revolved in an elliptical orbit Oval .
  • the phase shift amount of either the sine wave signal XIsin or the cosine wave current Ic supplied to the magnetic levitation electromagnets 25X and 25Y the inner wall of the housing 22 can be shaped into an ellipse as shown in FIG. 14(A).
  • the impeller 23 can be revolved in an elliptical orbit O Oval that matches the shape S Oval , and by revolving the impeller 23 in this elliptical orbit, the current vector Iv corresponding to the revolution of the impeller 23 and the rotation of the impeller 23 are When the relative angle ⁇ between the displacement vectors Pv corresponding to the angle ⁇ is measured as the phase difference ⁇ , as shown in FIG . The unevenness of the phase difference ⁇ can be eliminated.
  • the impeller The impeller 23 can be revolved so as to draw a circumferential locus in which the rotation center of the impeller 23 is rotated in the radial direction while the rotation center of the impeller 23 is rotated in the radial direction.
  • FIGS. 15(A) and 15(B) show a rotation in which the rotation center of the impeller 23 is caused to perform simple harmonic vibration in the radial direction and the vibration direction V direction is rotated in the magnetically levitated blood pump system 40.
  • This is a diagram for explaining the phase difference ⁇ measured when the impeller 23 revolves so as to draw a trajectory
  • FIG. 15(A) is a schematic diagram of the magnetically levitated blood pump 20 showing the vibration direction V direction of the impeller 23.
  • FIG. 15B is a characteristic diagram of the measured phase difference ⁇ .
  • the impeller 23 is rotated so as to draw a circumferential locus in which the rotation center of the impeller 23 is caused to vibrate in the radial direction, and the vibration direction V direction is rotated, so that the inner wall of the housing 22 has a thickness t.
  • the inner wall of the housing 22 is formed.
  • the position of the thrombus can be estimated based on the measurement result of the phase difference ⁇ .
  • the drive control device 30 controls the drive of the impeller 23 in the housing 22 so that the center of rotation of the impeller 23 is moved in the radial direction to draw a circumferential locus, causing the impeller 23 to revolve along with its rotation.
  • the impeller 23 inside the housing 22 vibrates minutely in the radial direction due to revolution, so the minute vibrations of the impeller 23 prevent platelets from adhering to the impeller 23. This can prevent the formation of blood clots.
  • FIGS. 16(A), 16(B), 16(C), and 16(D) illustrate the effect of preventing thrombus formation due to minute vibrations of the impeller 23 in the magnetically levitated blood pump system 40.
  • FIG. 16(A) shows the observation results of thrombus formation obtained by measuring the thrombus formation time in the pump, with the frequency of the minute vibration of the impeller 23 being f and the amplitude being a.
  • Figure 16(C) shows a thrombus formed in a thrombus formation time of 22 minutes, and Fig.
  • FIG. 17 is a diagram showing the magnification of the thrombus formation time in each pump measured when the impeller 23 is made to revolve relative to the time for thrombus formation in the pump measured when the impeller 23 is not made to revolve.
  • Reference Signs List 10 extracorporeal blood circulation system 11A blood inflow tube, 11B blood outflow tube, 15 blood processor, 20 magnetically levitated blood pump, 21A blood inflow port, 21B blood outflow port, 22 housing, 23 impeller, 24 electric Motor, 25X, 25Y Magnetic levitation electromagnet, 26 Current converter, 27X, 27Y Displacement sensor, 30 Drive control device, 31 Rotation drive control unit, 32 Revolution drive control unit, 35 Arithmetic processing unit, 40 Magnetic levitation blood pump system , 50 revolution drive circuit, 51 magnetic bearing controller, 52 A/D converter, 53 Fourier transform section, 54 low pass filter (LPF), 55 target value setting section, 56 PID controller ( PID Controller), 57P, 57I Vector Transform, 58 Phase Calculator, 59 Phase Difference Detection Circuit, 65 Syringe Pump, 66 Tape, CL1 to CL4, CLa, CLb Thrombus, P CL1 to P CL4 thrombus generation position, P OP1 to P OP4 opposite position,

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Abstract

血液の温度や粘度μに依存することなく、電磁石電流波形の位相とインペラ変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφから血栓位置を確実に検知するとともに、ハウジング内での血栓生成を予防することができる磁気浮上型血流ポンプの駆動制御方法、駆動制御装置及び磁気浮上型血流ポンプシステムを提供する。ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙにより磁気浮上させた状態で、Ｚ軸方向の磁気カプリング力で回転させる電動モータ２４を備える磁気浮上型血液ポンプ２０において、上記インペラ２３を自転させる自転駆動制御手段として機能する自転駆動制御部３１と、上記インペラ２３の回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させて、上記インペラ２３を公転させる公転駆動制御手段として機能する公転駆動制御部３２を備える駆動制御装置３０により、上記ハウジング２２内においてインペラ２３を自転とともに公転させる。

Description

磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法、磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置及び磁気浮上型血液ポンプシステム
　本発明は、人工心臓などに用いられ、インペラ（羽根車）を磁気軸受で磁気浮上させて血液を給送する磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法、磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置及び磁気浮上型血液ポンプシステムに関する。
　送血管に接続された血液流入ポートと血液流出ポートを有するハウジングと前記ハウジング内で回転し血液を送液するインペラと該インペラを回転させるための電動モータを備える血液ポンプにより血液の循環補助を行う血液ポンプシステムは、心臓の働きを補助する心臓補助ポンプや人工心肺装置における血液循環システムとして広く使用されている。
　例えば、心臓手術において、患者の心肺機能を一時的に代替するために体外血液循環経路として血液循環システムが用いられる。体外血液循環経路は、経路に血液を流すために血液ポンプを備える。
　心臓手術以外にも、心不全・呼吸不全等の症例において心臓機能を補助する補助循環のために、数日から数週間という長期間にわたって体外血液循環経路として血液循環システムが用いられることがある。このような長期にわたって血液ポンプで血液を循環させた場合、血液ポンプや人工肺および血液流路で血栓が生成されることがある。血栓が血液とともに患者の体内に送られると、血管を塞栓させるなどの重篤な合併症を起こす可能性がある。
　心不全患者の血液循環の補助に使われている体内埋め込み型の血液ポンプ（補助人工心臓）では、従来、図１８（Ａ）に示すように、接触軸受（ピボット軸受）１０１を用いてインペラ１０２を支持し、Ｚ方向の磁気カプリング力１０３で電動モータ１０４によりハウジング１０５内のインペラ１０２を回転させる遠心血液ポンプ１００が用いられていたが、接触軸受１０１は、血液の汚染を避けるため無潤滑で用いられるため、摩耗や摩擦が激しく、軸受の摩耗、せん断力、滞留などにより、耐久性の低下、血球破壊（溶血）、血栓形成を生じる等の問題があったので、耐久性の向上および血液損傷の低減を目的として、図１８（Ｂ）に示すように、機械式軸受を用いず、血液吐出用のインペラ２０１を磁気浮上用電磁石２０２で磁気浮上させ、完全非接触の状態でＺ方向の磁気カプリング力２０３で電動モータ２０４によりハウジング２０５内のインペラ２０１回転させる磁気浮上型血液ポンプ２００が主流となりつつある（例えば、特許文献１、２、３参照）。さらに、人体から血液（静脈血）を取り出し、取り出した血液を、遠心式血液ポンプを使用して人工肺へ送り、人工肺で酸素化および二酸化炭素の除去を行った血液を患者の静脈または動脈に戻す、体外循環型の生命維持装置である体外膜型酸素化装置（ＥＣＭＯ；Extracorporeal membrane oxygenation）や体外循環用血液ポンプにも磁気浮上型血液ポンプが使われつつある。
磁気浮上型血液ポンプでは、完全非接触の状態でハウジング内のインペラを回転させるので、軸受の摩耗、せん断力、滞留などによる問題を解消することができるのであるが、血栓形成については依然として解決すべき課題となっている。
　本件発明者等は、多数のＣＯＶＩＤ－１９に対するＥＣＭＯ治療を行い、ＣＯＶＩＤ－１９に感染した患者が非常に強い血液凝固傾向を示すこと経験している。世界的にも同様な報告が上がっている。
　ＣＯＶＩＤ－１９に対するＥＣＭＯ治療では、遠心式血液ポンプや人工肺に多量の血栓形成があり、抗凝固薬を多量に使用しても血栓コントロールに難渋している。
　抗凝固薬が過多の場合、出血合併症のリスクがあるため、抗凝固薬に加えて、血液ポンプ、人工肺、循環経路内の血栓予防技術の実現が喫緊の課題となっている。
　すなわち、補助人工心臓のみならず、体外膜型酸素化装置（ＥＣＭＯ；Extracorporeal membrane oxygenation）等の体外循環用血液ポンプにおいても、血栓検知や血栓予防技術が必要とされている。
　本件発明者等は、この磁気浮上型血液ポンプにおいて、インペラを直径方向に往復加振し、電磁石電流とインペラ変位の位相差から血栓を検知することができることを先に報告している （例えば、非特許文献１参照）。
　すなわち、図１９に示すように、磁気浮上型血液ポンプ２００において、ハウジング２０５内のインペラ２０１を磁気浮上させて立位姿勢を保持させるために備えられるインペラ２０１の直径方向に直交配置された磁気浮上用電磁石２０２Ｘ、磁気浮上用電磁石２０２Ｙの一方に正弦波電流を供給することにより、インペラ２０１の直径方向に往復加振すれば、インペラ２０１の微小振動により血小板付着を防止して、血栓生成の予防することができる。また、磁気浮上型血液ポンプ２００において、例えば、磁気浮上用電磁石２０２Ｘに正弦波電流を供給して、直径（Ｘ軸）方向に往復加振すると、インペラ２０１の磁気浮上を制御するために備えられた変位センサ２０７Ｘにより、インペラ２０１の往復加振状態に応じた振動波形が検出され、血栓が発生すると、上記変位センサ２０７Ｘにより検出されるインペラ２０１の直径方向における変位に応じた振動波形の位相が変化するので、電磁石電流すなわち上記正弦波電流の位相と上記変位センサ２０７Ｘにより検出される振動波形の位相との位相差Δφから血栓を検知することができる。
　電磁石電流波形の位相とインペラ変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφは、血液粘性μに比例し、ハウジング２０５の内壁とインペラ２０１間の最も狭い半径方向隙間ｇｒに対して、血栓の形成により変化する隙間ｇｒの３乗に反比例して変化し、次の式（１）にて示される関係を有する。
　　　　Δφ∝μ／ｇｒ ３　　　　　　　　式（１）
特開２００９－１０６６９０号公報 特開２０２０－１３９４８４号公報 国際公開第２０１０／１０４０３１号
Wataru H, Takuro M, Tomotaka M, Daisuke S, Osamu M, Detection of thrombosis in a magnetically levitated blood pump　by vibrational excitation of the impeller. Artificial Organs. 2020;44:594-603.
　上述の如く、完全非接触の状態でハウジング内のインペラを回転させる磁気浮上型血液ポンプでは、インペラを直径方向に往復加振することにより、電磁石電流波形の位相とインペラ変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφが血栓の形成により変化する隙間ｇｒの３乗に反比例して変化するので、血栓を検知できるのであるが、この位相差Δφは、血液の温度や粘度μにも依存するため、血栓との区別が困難であった。
　そこで、本発明の目的は、上述の如き従来の実情に鑑み、血液の温度や粘度μに依存することなく、電磁石電流波形の位相とインペラ変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφから血栓位置を確実に検知するとともに、ハウジング内での血栓生成を予防することができる磁気浮上型血流ポンプの駆動制御方法、駆動制御装置及び磁気浮上型血流ポンプシステムを提供することにある。
　本発明の他の目的は、本発明によって得られる具体的な利点は、以下に説明される実施の形態の説明から一層明らかにされる。
　本発明では、インペラを周回軌道状に加振して自転とともに公転させ、インペラの軌道と駆動電流の電気角を計測することで、その位相差Δφからポンプ内のどの場所に血栓が生じたかを検出するとともに、この周回軌道加振でポンプ内血栓の防止も可能とする。
　すなわち、本発明は、ハウジング内のインペラを電磁石で磁気浮上させた状態で回転させる磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法であって、上記インペラの回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させ、上記インペラを自転とともに公転させることを特徴とする。
　本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、自転周期の整数倍又は１／整数倍の公転周期とするものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、上記インペラを円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、上記インペラを楕円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、上記インペラの回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラを公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させるとともに、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に、正弦波電流と余弦波電流を供給することにより、上記ハウジング内のインペラを円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法は、上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させるとともに、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に正弦波電流と余弦波電流を供給し、上記正弦波電流又は上記余弦波電流の一方の位相をずらすことにより、上記ハウジング内のインペラを楕円軌道で公転させるものとすることができる。
　本発明は、ハウジング内のインペラを電磁石で磁気浮上させた状態で回転させる磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置であって、磁気カプリング力で電動モータによりインペラを自転させる自転駆動制御手段と、上記インペラの回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させて、上記インペラを公転させる公転駆動制御手段を備え、上記インペラを自転とともに公転させることを特徴とする。
　本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記自転駆動制御手段と公転駆動制御手段は、自転周期の整数倍又は１／整数倍の公転周期で上記インペラを自転とともに公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記公転駆動制御手段は、上記インペラを円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記公転駆動制御手段は、上記インペラを楕円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記公転駆動制御手段は、上記インペラの回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラを公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記自転駆動制御手段は、上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させ、上記公転駆動制御手段は、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に、正弦波電流と余弦波電流を供給することにより、上記ハウジング内のインペラを円軌道で公転させるものとすることができる。
　また、本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置において、上記公転駆動制御手段は、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に供給する上記正弦波電流又は上記余弦波電流の一方の位相をずらすことにより、上記ハウジング内のインペラを楕円軌道で公転させるものとすることができる。
　本発明は、磁気浮上型血液ポンプシステムであって、上記いずれかの本発明に係る磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置と、上記駆動制御装置により駆動制御される磁気浮上型血液ポンプとを備え、上記磁気浮上型血液ポンプのインペラを自転とともに公転させることを特徴とする。
　本発明に係る磁気浮上型血液ポンプシステムは、上記インペラを公転させたときのインペラ変位の軌跡と、上記インペラを公転させる電磁石の電流の軌跡の位相の差を計測する演算手段を備えるものとすることができる。
　本発明では、インペラを周回軌道状に加振して自転とともに公転させることにより、インペラを公転させるための駆動電流波形の位相と、インペラの公転によるインペラの回転中心の変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφは、血液の温度や粘度μに起因する変動が公転周期内で直流成分となり、血栓の形成による上記位相差Δφの変動と確実に区別できる。
　本発明では、既に知られているインペラ往復加振ではなく、インペラを周回軌道状に加振して自転とともに公転させ、インペラの軌道と駆動電流の電気角を計測することで、その位相差Δφからポンプ内のどの場所に血栓が生じたかを検出するとともに、この周回軌道加振でポンプ内血栓の形成を防止することができる。
 また、本発明では、自転周期の整数倍又は１／整数倍の公転周期で インペラを自転とともに公転させることにより、上記位相差からハウハウジングの内壁に形成された血栓とインペラの外壁に形成された血栓を区別して検出することができる。
また、本発明では、インペラを楕円軌道で公転させることで、ハウジングの内壁の加工誤差に影響されることなく、上記位相差からポンプ内に形成された血栓を検出することができる。
　したがって、本発明によれば、血液の温度や粘度μに依存することなく、電磁石電流波形の位相とインペラ変位の位相（振動波形の位相）との位相差Δφから血栓位置を確実に検知するとともに、ハウジング内での血栓生成を予防することができる磁気浮上型血流ポンプの駆動制御方法、駆動制御装置及び磁気浮上型血流ポンプシステムを提供することができる。
図１は、本発明が実施される体外血液循環システムの構成を示す模式図である。 図２は、磁気浮上型血液ポンプシステムの駆動制御装置において、磁気浮上型血液ポンプのハウジング内のインペラを円軌道で公転させる公転駆動制御手段として機能する公転駆動制御部よる公転駆動制御電流の供給状態を模式的に示す磁気浮上型血液ポンプの模式的な平面図である。 図３は、上記公転駆動制御部の構成例を示すブロック図である。 図４（Ａ）、図４（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプにおけるインペラの円軌道加振による血栓検知の説明に供する図であり、図４（Ａ）は上記インペラを円軌道で公転させる駆動電流の位相すなわち上記インペラの公転に応じた電流ベクトルと上記インペラの公転に応じたインペラ変位ベクトル間の相対角を示す磁気浮上型血液ポンプの模式的な平面図、図４（Ｂ）は上記電流ベクトルとインペラ変位ベクトル間の相対角を上記駆動電流の位相と上記インペラの回転位相との位相差として計測して得られた粘度変化による位相差の変化と血栓形成による位相差の変化を上記インペラの回転角に応じた変化として示した位相差の特性図である。 図５（Ａ）、図５（Ｂ）は上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおける粘度変化時の位相差変化の説明に供する図であり、図５（Ａ）は粘度変化時の位相差変化を測定する実験装置の構成を模式的に示す図であり、図５（Ｂ）は測定された位相差変化を示す特性図である。 図６（Ａ）、図６（Ｂ）は上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおける血栓検出について模擬血栓（テープ）による位相差変化の説明に供する図であり、図６（Ａ）は磁気浮上型血液ポンプのハウジングの分解斜視図であり、図６（Ｂ）は上記ハウジングの内壁に血栓の代替えとしてテープを貼付した状態を示す図である。 図７は、測定された模擬血栓（テープ）による位相差変化を示す特性図である。 図８は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおいて、豚の血液を用いて血栓形成時の位相変化を測定した実験装置の構成を模式的に示す図である。 図９（Ａ）、図９（Ｂ）は上記実験装置により得られた１回目の実験結果を示す図であり、図９（Ａ）は血栓が形成されたハウジングの内壁面を示し、図９（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。 図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）は上記実験装置により得られた２回目の実験結果を示す図であり、図１０（Ａ）は血栓が形成されたハウジングの内壁面を示し、図１０（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。 図１１（Ａ）、図１１（Ｂ）は上記実験装置により得られた３回目の実験結果を示す図であり、図１１（Ａ）は血栓が形成されたハウジングの内壁面を示し、図１１（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。 図１２（Ａ）、図１２（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおいて、インペラの表面に形成される血栓の検出についての説明に供する図であり、図１２（Ａ）はハウジングの内壁とインペラの外壁にそれぞれ血栓が形成されている様子を示す磁気浮上型血液ポンプの模式的な平面図であり、図１２（Ｂ）は自転周期の２倍の公転周期で上記インペラを自転とともに公転させることにより計測される位相差Δφの特性図である。 図１３（Ａ）、図１３（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおいて、ハウジングが楕円形状状の内壁となっていた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、図１３（Ａ）は内壁の楕円形状とインペラが公転する円軌道を模式的に示す図であり、図１３（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。 図１４（Ａ）、図１４（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおいて、ハウジングが楕円形状の内壁となっていた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、図１４（Ａ）は内壁の楕円形状とインペラが公転する楕円軌道を模式的に示す図であり、図１４（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。 図１５（Ａ）、（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおいて、インペラの回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くようにインペラを公転させた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、図１５（Ａ）はインペラの公転軌道を示す磁気浮上型血液ポンプの模式的な平面図であり、図１５（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。 図１６（Ａ）、図１６（Ｂ）、図１６（Ｃ）、図１６（Ｄ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステムにおけるインペラの微小振動による血栓生成を予防効果の説明に供する図であり、上記インペラの微小振動の周波数をｆ、振幅をａとして、ポンプ内血栓形成時間を測定して得られた血栓形成の観測結果を示しており、図１６（Ａ）はインペラを公転させない場合に形成された血栓を示し、図１６（Ｂ）はｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラを公転させた場合に形成された血栓を示し、図１６（Ｃ）はｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＷ）で上記インペラを公転させた場合に形成された血栓を示し、図１６（Ｄ）はｆ＝５０Ｈｚ、ａ＝１６μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラを公転させた場合に形成された血栓を示している。 図１７は、インペラを公転させない場合に測定されたポンプ内血栓形成時間に対するインペラを公転させた場合に測定された各ポンプ内血栓形成時間の倍率を示す図である。 図１８（Ａ）、図１８（Ｂ）は、心不全患者の血液循環の補助に使われている体内埋め込み型の血液ポンプ（補助人工心臓）として用いられている従来の遠心血液ポンプの構造を示す図であり、図１８（Ａ）は接触軸受接触軸受（ピボット軸受）を有する機械式軸受型の遠心血液ポンプの一部縦断斜視図であり、図１８（Ｂ）は機械式軸受を用いない磁気浮上型血液ポンプの一部縦断斜視図である。 本件発明者等が先に非特許文献１で報告している磁気浮上型血液ポンプにおいて形成される血栓を検知する方法の説明に供する磁気浮上型血液ポンプの構造を模式的に示す平面図である。
　以下、本発明の好適な実施の形態について詳細に説明する。なお、以下に説明する本実施形態は、特許請求の範囲に記載された本発明の内容を不当に限定するものではなく、本実施形態で説明される構成の全てが本発明の解決手段として必須であるとは限らない。
　本発明は、例えば、図１に示すような構成の体外血液循環システム１０において実施される。
　図１は、本発明が実施される体外血液循環システム１０の構成を示す模式図である。
　この体外血液循環システム１０は、送血管１１Ａ，１１Ｂに接続された血液流入ポート２１Ａと血液流出ポート２１Ｂを有するハウジング２２と前記ハウジング２２内で回転し血液を送液するインペラ２３と該インペラ２３を回転させるための電動モータ２４を備える遠心式の血液ポンプ２０を備え、この遠心式の血液ポンプ２０により、図示しない人体から血液流入側送血管１１Ａを介して血液（静脈血）を取り出し、取り出した血液を、血液流出側送血管１１Ｂを介して患者の静脈または動脈に戻す体外循環経路として機能する。
　上記体外血液循環システム１０における血液循環路には、血液循環路を介して循環される血液を処理するための血液処理器１５を設けることができ、上記血液処理器１５として、例えば、上記遠心式の血液ポンプ２０の血液流出ポート２１Ｂから流出側送血管１１Ｂを介して送出される血液中の二酸化炭素を排出し、酸素を取り込むガス交換を行う人工肺等が設けられる。
　この体外血液循環システム１０における遠心式の血液ポンプ２０には、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙにより磁気浮上させた状態で、Ｚ軸方向の磁気カプリング力で回転させる電動モータ２４を備える磁気浮上型血液ポンプが採用されている。
　この体外血液循環システム１０における磁気浮上型血液ポンプ２０は、駆動制御装置３０により駆動制御され、上記ハウジング２２内のインペラ２３の回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動され、上記インペラ２３を自転とともに公転させるようにした磁気浮上型血液ポンプシステム４０を構築している。
　この磁気浮上型血液ポンプシステム４０における駆動制御装置３０は、演算処理装置３５により制御情報が与えられ自転駆動制御部３１と公転駆動制御部３２を備える。
　上記自転駆動制御部３１は、上記演算処理装置３５により与えられる制御情報に基づいて、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気カプリング力で回転させる電動モータ２４の駆動制御を行うことにより、上記インペラ２３を自転させる自転駆動制御手段として機能する。
　図２は、上記公転駆動制御部３２による公転駆動制御電流の供給状態を模式的に示す磁気浮上型血液ポンプ２０の模式的な平面図である。
　上記公転駆動制御部３２は、図２に示すように、上記Ｚ軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上させる磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに９０°の位相差を有する正弦波電流Ｉｓと余弦波電流Ｉｃを公転駆動制御電流として供給することにより、上記ハウジング２２内のインペラ２３を円軌道で公転させる公転駆動制御手段として機能する。
　すなわち、この磁気浮上型血液ポンプシステム４０は、自転駆動制御手段として機能する自転駆動制御部３１と、上記インペラ２３の回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させて、上記インペラ２３を公転させる公転駆動制御手段として機能する公転駆動制御部３２を備える上記駆動制御装置３０により、上記磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２内においてインペラ２３を自転とともに公転させるようになっている。
　ここで、この磁気浮上型血液ポンプシステム４０における公転駆動制御部３２の構成例を図３のブロック図に示す。
　この公転駆動制御部３２は、デジタル信号処理回路（DSP：Digital Signal Processor）からなり、その機能構成例を図３のブロック図に示すように、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上させた状態で上記インペラ２３の回転中心位置を保持するためのデジタル信号処理回路（DSP：Digital Signal Processor）からなる公転駆動回路５０に、Ｘ軸方向における上記インペラ２３の回転中心位置を指定する指定情報ｘｒと、Ｙ軸方向における上記インペラ２３の回転中心位置を指定する指定情報ｙｒが与えられることにより、磁気浮上コントローラ（Magnetic bearing Controller）５１から上記指定情報ｘｒ、ｙｒにより指定された公転半径の公転軌道上を上記インペラ２３の回転中心位置を移動させるように、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上させる磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに正弦波電流ＸＩｓｉｎと余弦波電流ＹＩｃｏｓが供給されるようになっている。
　この公転駆動回路５０では、上記インペラ２３の回転中心位置の変位量を検出する変位センサ２７による検出信号の信号波形をＡ／Ｄ変換器５２を介して取り込んで、フーリエ変換部（Fourier Transform）５３で上記インペラ２３の回転中心の変位のＸ軸方向とＹ軸方向における振幅Ａｘ，Ａｙをそれぞれ求める。フーリエ変換部（Fourier Transform）５３で得られる振幅Ａｘ，Ａｙは、心臓の鼓動の影響などで振幅が揺らぐので、ローパスフィルタ（LPF）５４で平均化される。そして、目標値設定部５５に設定された目標の加振振幅（Target Amplitude）と上記ローパスフィルタ（LPF）５４で平均化された実際の振幅との差をＰＩＤ制御器（PID Controller）５６に入れて、その出力と正弦波信号（sin（２πft））又は余弦波信号（cos（２πft））と掛け合わせることで、上記インペラ２３の回転転中心のＸ軸方向とＹ軸方向における目標変位（ｘｒ’、ｙｒ’）を求め、これを磁気浮上コントローラ（Magnetic bearing Controller）５１に入力して、上記インペラ２３を加振駆動する。
　そして、この公転駆動制御部３２では、上記磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに供給する正弦波電流Ｉｓと余弦波電流の信号波形を電流変換器（Current Sensor）２６からＡ／Ｄ変換器５２を介して取り込むとともに、上記正弦波電流Ｉｓに応じてＸ軸方向に往復移動される上記インペラ２３の回転中心位置の変位量を検出する変位センサ２７Ｘ、２７Ｙによる検出信号の信号波形を取り込んで、上記インペラ２３の回転中心のＸ軸方向とＹ軸方向における変位ｘ、ｙをベクトル変換部（Vector Transform）５７P、５７Iによりベクトル表記した変位ベクトルＰｖと電流ベクトルＩｖのなす角度Δφを位相計算部（Phase Calculator）５８で計算する位相差検出回路５９を備える。
　すなわち、この位相差検出回路５９では、インペラ２３の公転によるインペラ変位x, yを計測するとともに、公転時の電磁石電流Ｉｘ,Ｉｙを計測して、ＸＹ平面上の変位ベクトルＰｖと電流ベクトルＩｖを求めて、電流ベクトルＩｖに対する変位ベクトルＰｖのなす角度（位相遅れの大きさ）Δφを求める。
　上記電流ベクトルＩｖに対する変位ベクトルＰｖのなす角度（位相遅れの大きさ）Δφは、ハウジング２２の内壁やインペラ２３の外壁との隙間ｇｒの３乗に反比例して変化するが、血液の粘度μに依存する位相差Δφの変化分は、インペラ２３のすべての回転角で一様に変化するが、血栓の形成により隙間ｇｒの変化に依存する位相差Δφの変化分は、血栓の形成の位置に応じて変化する。
　図４（Ａ）、図４（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプ２０におけるインペラ２３の円軌道加振による血栓ＣＬの検知についての説明に供する図であり、図４（Ａ）は上記インペラ２３を円軌道で公転させる駆動電流の位相すなわち上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと上記インペラ２３の公転に応じたインペラ変位ベクトルＰｖ間の相対角φを示す磁気浮上型血液ポンプ２０の模式的な平面図、図４（Ｂ）は上記電流ベクトルＩｖとインペラ変位ベクトルＰｖ間の相対角φを上記駆動電流の位相と上記インペラ２３の回転位相との位相差Δφとして計測して得られた粘度変化による位相差Δφの変化と血栓ＣＬ形成による位相差Δφの変化を上記インペラ２３の回転角θに応じた変化特性Ｆ１，Ｆ２として示した特性図である。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２内においてインペラ２３を自転とともに公転させるようにした磁気浮上型血液ポンプシステム４０では、図４（Ａ）に示すように、磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに正弦波信号ＸＩｓｉｎ、余弦波電流ＹＩｃｏｓを供給することにより、インペラ２３を円軌道で公転させているので、公転に応じた電流ベクトルＩｖと、円軌道で公転しているインペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを計測すると、血液の粘度μに依存する位相差Δφの変化分は、図４（Ｂ）に変化特性Ｆ１として示すように、インペラ２３の回転角によって変化することはなく、血栓の形成により隙間ｇｒの変化に依存する位相差Δφの変化分は、図４（Ｂ）に変化特性Ｆ２として示すように、血栓ＣＬの形成の位置に応じて変化する。したがって、血液の粘度μの変化と血栓形成を区別することができ、血栓ＣＬの形成位置を検出することができる。
　したがって、この磁気浮上型血液ポンプシステム４０では、上記公転駆動制御部３２の位相差検出回路５９により得られる位相差Δφに基づいて、血液の粘度μの変化と血栓形成を区別して、血栓ＣＬの形成位置を検出することができる。
　ここで、図５（Ａ）、図５（Ｂ）は上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０における粘度変化時の位相差変化の説明に供する図であり、図５（Ａ）は粘度変化時の位相差変化を測定する実験装置の構成を模式的に図であり、図５（Ｂ）は測定された位相差変化を示す特性図である。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、図５（Ａ）に示すように、シリンジポンプ６５により、グリセリン５．５ｍＬを１ｍＬ／ｍｉｎの投入速度で投与しながら最終濃度１２ｖｏｌ％まで位相差Δφを測定したところ、図５（Ｂ）に示すように、全てのインペラ回転角で位相差Δφが上昇していることを確認することができた。
　また、図６（Ａ）、図６（Ｂ）は上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０における血栓検出について模擬血栓（テープ）による位相差変化の説明に供する図であり、図６（Ａ）は磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２の分解斜視図であり、図６（Ｂ）はハウジング２２の内壁に血栓の代替えとしてテープ６６を貼付した状態を示す図である。図７は、測定された模擬血栓（テープ）による位相差変化を示す特性図である。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、図６（Ａ）の分解斜視図に示す磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２の内壁面に、図６（Ｂ）に示すように、血栓の代替えとしてテープ６６を貼付して位相差Δφを測定したところ、図７に示すように、テープ位置ＰＴＰとその反対側位置ＰＯＰの位相差Δφが上昇しており、それ以外の位置では位相差Δφが減少していることを確認することができた。したがって、位相差Δφを測定することにより、血栓の生成を粘度変化と区別して検出することができ、また血栓位置を推定することもできる。
　また、図８は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、豚の血液を用いて血栓形成時の位相変化を測定した実験装置の構成を模式的に示す図である。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、図８に示すように、豚の血液を用いて血栓形成時の位相変化を測定する実験を行ったところ、図９（Ａ）、図９（Ｂ）乃至図１１（Ａ）、図１１（Ｂ）に示すような実験結果が得られ、磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２の内壁面に形成された血栓位置を検出可能であることを確認することができた。
　この実験は、３回行い、それぞれ図８に示すように、恒温槽６７により３７℃に保持されたリサーバ６８を介して豚の血液を０．３Ｌ／ｍｉｎの流速で磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２に流入させながら、ハウジング２２内のインペラ２３を２０００ｒｐｍで自転させることにより、ハウジング２２内の血液をリサーバ６８に戻すようにした状態で、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして計測した。
　図９（Ａ）、（Ｂ）は上記実験装置により得られた１回目の実験結果を示す図であり、図９（Ａ）は血栓が形成されたハウジングの内壁面を示し、図９（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。
　すなわち、１回目の実験では、図９（Ａ）に示すように、インペラ回転角度θが９０°～１３５°の範囲でハウジング２２の内壁面に血栓ＣＬ１が形成されており、図９（Ｂ）に示すように、インペラ回転角度θが９０°～１３５°の血栓生成位置ＰＣＬ１とその反対側位置ＰＯＰ１の位相差Δφが時間経過とともに上昇していた。
　また、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）は上記実験装置により得られた２回目の実験結果を示す図であり、図１０（Ａ）は血栓が形成されたハウジング２２の内壁面を示し、図１０（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。
　すなわち、２回目の実験では、図１０（Ａ）に示すように、インペラ回転角度θが－１３５°～－１８０°の範囲でハウジング２２の内壁面に血栓ＣＬ２が形成されており、図１０（Ｂ）に示すように、インペラ回転角度θが－１３５°～－１８０°の血栓生成位置ＰＣＬ２とその反対側位置ＰＯＰ２の位相差Δφが時間経過とともに上昇していた。
　図１１（Ａ）、図１１（Ｂ）は上記実験装置により得られた３回目の実験結果を示す図であり、図１１（Ａ）は血栓が形成されたハウジング２２の内壁面を示し、図１１（Ｂ）は計測された位相差Δφの特性図である。
　すなわち、３回目の実験では、図１１（Ａ）に示すように、インペラ回転角度θが－６０°～－１２０°と０°～４５°の各範囲でハウジング２２の内壁面に血栓ＣＬ３、ＣＬ４が形成されており、図１１（Ｂ）に示すように、インペラ回転角度θが－６０°～－１２０°と０°～４５°の各血栓生成位置ＰＣＬ３、ＰＣＬ４とそれらの反対側位置ＰＯＰ３、ＰＯＰ４の位相差Δφが時間経過とともに上昇していた。
　この豚の血液を用いて血栓形成時の位相変化を測定した実験結果により、ハウジング２２の内壁面に形成された血栓の位置を検出できることを確認することができた。
　また、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、上記駆動制御装置３０は、自転駆動制御手段として機能する自転駆動制御部３１と、上記インペラ２３の回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させて、上記インペラ２３を公転させる公転駆動制御手段として機能する公転駆動制御部３２により、自転周期Ｔの整数倍又は１／整数倍の公転周期で上記インペラ２３を自転とともに公転させるものとすることができる。
　ここで、図１２（Ａ）、図１２（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、インペラ２３の表面に形成される血栓の検出についての説明に供する図であり、図１２（Ａ）はハウジング２２の内壁とインペラ２３の外壁にそれぞれ血栓ＣＬａ，ＣＬｂが形成されている様子を示す磁気浮上型血液ポンプ２０の模式的な平面図であり、図１２（Ｂ）は自転周期の２倍の公転周期で上記インペラ２３を自転とともに公転させることにより計測される位相差Δφの特性図である。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０では、自転周期Ｔの２倍の公転周期２Ｔで上記インペラ２３を自転とともに公転させることにより、例えば図１２（Ａ）に示すように、ハウジング２２の内壁とインペラ２３の外壁にそれぞれ血栓ＣＬａ，ＣＬｂが形成されていた場合について、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして計測した結果を図１２（Ｂ）に示すように、ハウジング２２の内壁に形成された血栓ＣＬａによる位相差ΔφＣＬａは、インペラ２３の外壁に形成された血栓ＣＬｂによる位相差ΔφＣＬｂの２倍の周期で変化することになり、上記位相差Δφの変化からハウジング２２の内壁に形成された血栓ＣＬａとインペラ２３の外壁に形成された血栓ＣＬｂを区別して検出することができる。
　なお、上記インペラ２３の公転周期は、自転周期Ｔの２倍の２Ｔに限定されることなく、上記インペラ２３を公転させる公転駆動制御手段として機能する公転駆動制御部３２により、自転周期Ｔの整数倍又は１／整数倍の公転周期で上記インペラ２３を自転とともに公転させることにより、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして検出することで、上記位相差Δφの変化からハウジング２２の内壁に形成された血栓ＣＬａとインペラ２３の外壁に形成された血栓ＣＬｂを区別して検出することができる。
　また、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０における駆動制御装置３０では、上記公転駆動制御部３２により、上記インペラ２３を円軌道で公転させるものとしたが、上記インペラ２３の周回軌道は円軌道に限定されるものでなく、上記インペラ２３を楕円軌道で公転させたり、上記インペラ２３の回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラ２３を公転させるようにしてもよい。
　ここで、図１３（Ａ）、図１３（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、ハウジング２２が楕円形状ＳOvalの内壁となっていた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、 図１３（Ａ）は内壁の楕円形状ＳOvalとインペラ２３が公転する円軌道ＯCircularを模式的に示す図であり、図１３（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。
　すなわち、例えば図１３（Ａ）に示すように、磁気浮上型血液ポンプ２０のハウジング２２が加工誤差等によって真円ではなく楕円形状ＳOvalの内壁となっていた場合には、上記インペラ２３の周回軌道を円軌道ＯCircularにして、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして計測すると、図１３（Ｂ）に示すように、血栓が形成されていなくても、インペラ２３の回転角θに対応した位相差Δφに凹凸が生じてしまう。
　図１４（Ａ）、図１４（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、ハウジング２２が楕円形状ＳOvalの内壁となっていた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、図１４（Ａ）は内壁の楕円形状ＳOvalとインペラ２３が公転する楕円軌道ＯOvalを模式的に示す図であり、図１４（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。
　すなわち、上記駆動制御装置３０の公転駆動制御部３２は、上記ハウジング２２内のインペラ２３を磁気浮上させる磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに供給する正弦波信号ＸＩｓｉｎ又は余弦波電流Ｉｃの一方の位相をずらすことにより、上記ハウジング２２内のインペラ２３を楕円軌道ＯOvalで公転させることができる。上記磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに供給する正弦波信号ＸＩｓｉｎ又は余弦波電流Ｉｃの一方の位相のずらし量を調整することにより、図１４（Ａ）に示すように、上記ハウジング２２の内壁の楕円形状ＳOvalに合わせた楕円軌道ＯOvalでインペラ２３を公転させることができ、このように楕円軌道でインペラ２３を公転させて、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして計測すると、図１４（Ｂ）に示すように、円軌道ＯCircularの公転では生じてしまうインペラ２３の回転角θに対応した位相差Δφの凹凸を解消することができる。
　また、上記磁気浮上用電磁石２５Ｘ、２５Ｙに供給する正弦波信号ＸＩｓｉｎ又は余弦波電流Ｉｃの一方の位相のずらし量を連続的に変化させることにより、図１５（Ａ）に示すように、上記インペラ２３の回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラ２３を公転させることができる。
　ここで、図１５（Ａ）、図１５（Ｂ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、インペラ２３の回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向Ｖdirectionを回転させた周回軌跡を描くようにインペラ２３を公転させた場合に計測される位相差Δφの説明に供する図であり、図１５（Ａ）はインペラ２３の振動方向Ｖdirectionを示す磁気浮上型血液ポンプ２０の模式的な平面図であり、図１５（Ｂ）は計測される位相差Δφの特性図である。
　このように上記インペラ２３の回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向Ｖdirectionを回転させた周回軌跡を描くように上記インペラ２３を公転させて、上記ハウジング２２の内壁に厚さｔのテープを貼付した状態で、上記インペラ２３の公転に応じた電流ベクトルＩｖと、インペラ２３の回転角θに応じた変位ベクトルＰｖ間の相対角φを位相差Δφとして計測したところ、図１５（Ｂ）に示すように、ｔ＝０すなわちテープなしでの位相差特性Ｆｔ＝０ではインペラ２３の回転角θに対応した位相差Δφに変化はないが、ｔ＝０．０５ｍｍのテープを貼付した場合の位相差特性Ｆｔ＝０．０５、ｔ＝０．１２ｍｍのテープを貼付した場合の位相差特性Ｆｔ＝０．１２では、テープの貼付位置に対応するインペラ２３の回転角度位置において位相差Δφが増加していた。
　従って、上記インペラ２３の回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向Ｖdirectionを回転させた周回軌跡を描くように上記インペラ２３を公転させることにより、上記ハウジング２２の内壁に形成された血栓の位置を、上記位相差Δφの計測結果に基づいて推定することができる。
　さらに、上述の如く上記駆動制御装置３０により駆動制御され、上記ハウジング２２内のインペラ２３の回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動され、上記インペラ２３を自転とともに公転させるようにした磁気浮上型血液ポンプシステム４０では、上記ハウジング２２内のインペラ２３が公転により径方向に微小振動しているので、上記インペラ２３の微小振動により、血小板がインペラ２３に付着するのを防止して、血栓の生成を予防することができる。
　すなわち、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０において、上記豚の血液を用いて血栓形成時の位相変化に基づくポンプ内血栓形成時間を測定する実験を行うことにより、上記インペラ２３の微小振動による血栓生成を予防効果を次のようにして確認した。
　ここで、図１６（Ａ）、図１６（Ｂ）、図１６（Ｃ）、図１６（Ｄ）は、上記磁気浮上型血液ポンプシステム４０におけるインペラ２３の微小振動による血栓生成を予防効果の説明に供する図であり、上記インペラ２３の微小振動の周波数をｆ、振幅をａとして、ポンプ内血栓形成時間を測定して得られた血栓形成の観測結果を示しており、図１６（Ａ）はインペラ２３を公転させない場合にポンプ内血栓形成時間８分で形成された血栓を示し、図１６（Ｂ）はｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合にポンプ内血栓形成時間２２分で形成された血栓を示し、図１６（Ｃ）はｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合にポンプ内血栓形成時間２０分で形成された血栓を示し、図１６（Ｄ）はｆ＝５０Ｈｚ、ａ＝１６μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合にポンプ内血栓形成時間２６分で形成された血栓を示している。また、図１７は、インペラ２３を公転させない場合に測定されたポンプ内血栓形成時間に対するインペラ２３を公転させた場合に測定された各ポンプ内血栓形成時間の倍率を示す図である。
　ｆ＝０Ｈｚ、ａ＝０μｍ、すなわち、上記インペラ２３を公転させない場合には、図１６（Ａ）に示すように、ポンプ内血栓形成時間８分で多量の血栓形成が観測されたのに対し、ｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合には、図１６（Ｂ）に示すように、ポンプ内血栓形成時間２２分で血栓形成が観測され、また、ｆ＝２８０Ｈｚ、ａ＝３μｍ（ＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合には、図１６（Ｃ）に示すように、ポンプ内血栓形成時間２０分で血栓形成が観測され、さらに、ｆ＝５０Ｈｚ、ａ＝１６μｍ（ＣＣＷ）で上記インペラ２３を公転させた場合には、図１６（Ｄ）に示すように、ポンプ内血栓形成時間Ｔ３＝２６分で血栓形成が観測され、図１７に示すように、上記インペラ２３を公転させない場合のポンプ内血栓形成時間８分に対して、ポンプ内血栓形成時間２２分は２．８倍、ポンプ内血栓形成時間は２．４倍、ポンプ内血栓形成時間は３．０倍になっており、何れの場合もｐ＜０．０５、すなわち、両側５％の有意水準を適用し、統計的有意差があり、上記インペラ２３の微小振動による血栓生成の予防効果を確認することができた。
　１０　体外血液循環システム、１１Ａ　血液流入側送血管、１１Ｂ　血液流出側送血管、１５血液処理器、２０　磁気浮上型血液ポンプ、２１Ａ　血液流入ポート、２１Ｂ　血液流出ポート、２２　ハウジング、２３　インペラ、２４　電動モータ、２５Ｘ、２５Ｙ　磁気浮上用電磁石、２６　電流変換器、２７Ｘ、２７Ｙ　変位センサ、３０　駆動制御装置、３１　自転駆動制御部、３２　公転駆動制御部、３５　演算処理装置、４０　磁気浮上型血液ポンプシステム、５０　公転駆動回路、５１　磁気浮上コントローラ（Magnetic bearing Controller）、５２　Ａ／Ｄ変換器、５３　フーリエ変換部（Fourier Transform）、５４　ローパスフィルタ（LPF）、５５　目標値設定部、５６　ＰＩＤ制御器（PID Controller）、５７P、５７I　ベクトル変換部（Vector Transform）、５８　位相計算部（Phase Calculator）、５９　位相差検出回路、６５　シリンジポンプ、６６　テープ、ＣＬ１～ＣＬ４，ＣＬａ，ＣＬｂ　血栓、ＰＣＬ１～ＰＣＬ４　血栓生成位置、ＰＯＰ１～ＰＯＰ４　反対側位置、

Claims (16)

  1. 　ハウジング内のインペラを電磁石で磁気浮上させた状態で回転させる磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法であって、
    　上記インペラの回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させ、上記インペラを自転とともに公転させることを特徴とする磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  2. 　自転周期の整数倍又は１／整数倍の公転周期とすることを特徴とする請求項１に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  3. 　上記インペラを円軌道で公転させることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  4. 　上記インペラを楕円軌道で公転させることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  5. 　上記インペラの回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラを公転させることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  6. 　上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させるとともに、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に、正弦波電流と余弦波電流を供給することにより、上記ハウジング内のインペラを円軌道で公転させることを特徴とする請求項３に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  7. 　上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させるとともに、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に正弦波電流と余弦波電流を供給し、上記正弦波電流又は上記余弦波電流の一方の位相をずらすことにより、上記ハウジング内のインペラを楕円軌道で公転させることを特徴とする請求項４に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御方法。
  8. 　ハウジング内のインペラを電磁石で磁気浮上させた状態で回転させる磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置であって、
    　磁気カプリング力で電動モータによりインペラを自転させる自転駆動制御手段と、
    　上記インペラの回転中心を径方向に移動させた周回軌跡を描くように移動させて、上記インペラを公転させる公転駆動制御手段を備え、
    　上記インペラを自転とともに公転させることを特徴とする磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  9. 　上記自転駆動制御手段と公転駆動制御手段は、自転周期の整数倍又は１／整数倍の公転周期で上記インペラを自転とともに公転させることを特徴とする請求項８に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  10. 　上記公転駆動制御手段は、上記インペラを円軌道で公転させることを特徴とする請求項８又は請求項９に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  11. 　上記公転駆動制御手段は、上記インペラを楕円軌道で公転させることを特徴とする請求項８又は請求項９に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  12. 　上記公転駆動制御手段は、上記インペラの回転中心を径方向に単振動させながら、その振動方向を回転させた周回軌跡を描くように上記インペラを公転させることを特徴とする請求項８又は請求項９に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  13. 　上記自転駆動制御手段は、上記ハウジング内のインペラを磁気カプリング力で電動モータにより自転させ、
    　上記公転駆動制御手段は、上記インペラの回転軸方向に直交するＸ軸方向とＹ軸方向に直交配置され、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に、正弦波電流と余弦波電流を供給することにより、上記ハウジング内のインペラを円軌道で公転させる
    　ことを特徴とする請求項１０に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  14. 　上記公転駆動制御手段は、上記ハウジング内のインペラを磁気浮上させる磁気浮上用電磁石に供給する上記正弦波電流又は上記余弦波電流の一方の位相をずらすことにより、上記ハウジング内のインペラを楕円軌道で公転させることを特徴とする請求項１３に記載の磁気浮上型血液ポンプの駆動制御装置。
  15. 　請求項８乃至請求項１４の何れか１項に記載の駆動制御装置と、
    　上記駆動制御装置により駆動制御される磁気浮上型血液ポンプと
    　を備え、
    　上記磁気浮上型血液ポンプのインペラを自転とともに公転させることを特徴とする磁気浮上型血液ポンプシステム。
  16. 　上記インペラを公転させたときのインペラ変位の軌跡と、上記インペラを公転させる電磁石の電流の軌跡の位相の差を計測する演算手段を備えることを特徴とする請求項１５に記載の磁気浮上型血液ポンプシステム。
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