JPH02195964A - 膜型酸素供給器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 この発明は生体外での生命維持に関係し、またより詳し
く言えば患否の静脈の血液に、この血液を患者の動脈系
統に返すまえに、酸素を供給するための生体外模型の血
液への酸素供給器に関する。

前照の技術 生体外血液への酸素供給器は、患者の肺が酸素を取り二
酸化炭素を取り出すガス交換ｉ能を満足に行なわないと
き、患者の血液にＭ素を加えまた二酸化炭素を取り除く
のに広く使用されている。

そのような必要性が起こるときの１つの例は、心臓冠動
脈バイパス移植手術中、外科手術を容易にするため心臓
の働きを随意に停止するときである。

姉に代わってこの機能を行なうために、静脈の血液は心
臓から抜き取られて生体外の酸素供給器に移され、酸素
供給をされ、患者の身体全体に再循環させるため大動脈
に戻される。

いくつかのタイプの酸素供給器が入手できる。

それらのなかに膜型酸素供給器がある。膜型酸素供給器
は、基本的な形態として、酸素と二酸化炭素に対してと
う過性をイ１するトランスファ膜によって分離された第
１と第２の導管を含む、、膜型酸素供給器の使用中は、
酸素供給ガスは導管の１つを通って流され、一方患者の
血液は他の導管を通って流される。酸素は酸素供給ガス
からトランスファＩＩ！Ｊを口いて血液のなかに移行す
る。同時に、二酸化炭素は血液からトランスファ膜を貢
いて酸素供給ガスのなかに移行する。

これらの膜型酸素供給器の性能を改善する１つの方法は
単により多くの膜面積を与えること一〇ある。膜型酸素
供給器の性能を改善するもう１つの周知の方法は膜の表
面の上方での血液の混合を改善することによってトラン
スファ膜表面の！ｒ位面積当たりのガス移行の倒を改善
することである。

膜型酸素供給器に対づる最高のガス移行率のあるものｔ
よ、例えば米国特ｆト第４．６９０．７５８弓と４，７
３５．７７５号に記載の中空ファイバ膜型酸素供給器と
の関連において得られている。これらの酸素供給器”Ｃ
は、酸素供給ガスは中空のファイバの中を通っ〔流れま
た患者の血液は中空のファイバの周りを流れる。

膜型酸素供給器の性能を改善するもう１つの方法は膜の
対向する両側にある拡散する酸素と二酸化炭素の分圧の
差を変えることである。しかしながら、少なくとも微小
孔の中空ファイバ模型［供給器に関しての制限する要因
は、ガス塞栓と間遠する危険を伴なう血液中に酸素供給
ガスの泡を作ることを避けるために酸素供給器のなかに
、膜の反対側にある血液の全圧力に一般に等しいまたは
それ以下の酸素供給ガスの全圧力を酸素供給器内のいず
れの位置でも維持する必要があることである。血液内に
泡のできることを避けることは中Ｃも血圧の変動及び酸
素供給器内でのガス圧力の変動によって面倒になる。こ
れらの圧力は違った患者による異なる酸素と二酸化炭素
のニーズと単一の患者の時間の経過と共に変るニーズを
反映する。ｗ１素供給をガスの全圧力を膜の反対側の血
液の全圧力より低く維持しようとする過去の努力は比較
的に低い圧力低下のガス通路を通ってｔｌｉ素供給のガ
スの出口を単に大気に向かって開放することを含んだ。

発明の要約 本発明は膜の反対側の血液の全圧力に近くしかもより低
い圧力に酸素供給ガスの全圧力を自動的に維持すること
に対しての失敗のない装置を有する模型血Ｍｖｉ索供給
器を提供する。好適な実施例では、この酸素供給器はフ
ァイバの内側の酸素供給のガスの流路を画定する中空フ
ァイバの束を受け入れるハウジングと、ファイバ束の中
の各位置でｆｉｌｌ素供給のガスの全圧力を一般にファ
イバ東全体にわたってファイバ束の反対側の血液の全圧
力より低く維持する装置を含む。この自動的に圧力を維
持］る装置は酸素供給器を出る酸素供給ガスの流れを酸
素供給器を出る血液の圧力によって制限する装置を含み
、好適な場合には弁部材と配管を含み、配管は弁部材を
作動するため流出する血液の１ｆ力を弁部材に伝達する
。

この発明は添付図に図示され図中の同じ番号は）＋５１
じ部品を意味する。

詳細な発明の記載 添付図面を参照して、第１図と第２図には本発明の好適
な実施例の身体外の装置１０が示され、この装置は中空
の模型酸素供給鼎１２、熱交換器１４、静脈血槽する、
及び酸素供給器ガスの加圧用の弁１７を含む。この好適
な装置１０は米国ミシガン州、アン・アーバにあるサー
ンズ社（Ｓａｒｎｓ　Ｉｎｃ、）から入手できる部品ナ
ンバする４゜４９０１サーンズ酸素供給器ブラケツトの
うえに取り付けられる。またこの好適な装置１０は同じ
くサーンズ社から入手できる部品ナンバする４゜２３５
、サーンズ酸素・空気混含杢と共に使用される。静脈血
槽するは酸素供給のまえに静脈血から気泡を取り、濾過
しまた貯蔵する。酸系供給器１２は血液に酸素を与え血
液から二酸化炭素を取り除く。熱交換器１４は血液を加
熱または冷却する。静脈血槽、酸素供給器、及び熱交換
器の適当な組み合わせが部品ナンバする，３８５として
サーンズ社から入手できる。

静脈血は患者から従来のやり方で抜き取られ医療級ヂ１
−ブ１８を通しＣ装置１０に送られる。

チューブ１８は静脈血槽すると流体連絡をする従来から
使われる血液入口２０に取り付けられるのに適応１”る
ので静脈血は血液消泡器及び／（または）フィルタ２４
を経て身体２２のなかに流入することができる。

従来から使われる血液ポンプ２６が作動されると、血液
は槽するの出口２８から引き抜かれ医療級チューブ３２
を通って熱交換器１４の入口３０に送られる。適当な血
液ポンプがサーンズ社から入手できる。好適な実施例で
は、熱交換器１４と酸素供給器１２はハウジング３４の
なかに置かれる。このハウジング３４は酸素供給ガス入
口として使用される第１流体入口３６、酸素供給ガス出
口として使用される第１流体出口３８、血液入１」とし
て使用される第２流体入口３０、血液出口として使用さ
れる第２流体出口４２、熱交換流体入口として使用され
る第３流体人口４４、及び熱交１！１ｉ！流体出口とし
て使用される第３流体出口４６を含む。

第３図と第４図を参照して、熱交換器１４はコア４８、
マニホールド５０．エンドキャップ５２、人口４４及び
出口４６を含む。流路５４が熱交換器１４と酸素供給器
１２のなかにある微小孔の中空ファイバ束５６の外側と
を結合する。ファイバ束５６はプラスチック材のコア５
８の周りに巻かれるが、これはこの技術では周知である
。例として、米国特許第４．７３５．７７５号、第４．
６９０．７５８号、第４，５７２，４４６号及び第３．
７９４，４６８号を参照されたい。中空ファイバ束５６
は注封配合材によってその両端のところで封入されるが
、中空ファイバの両端はＩｆｉいてこの技術では周知で
ある酸素供給ガス流路を形成する。

血液の流路は第２人１］３０の中に入り、血液がそれぞ
れの場合によるが加熱されまたは冷部される熱交換器コ
ア４８の外側を回り酸素供給器１２に至る流路５４に沿
い、ファイバ束５６の個々のファイバの周りに至りここ
で血液はＭ素を補給されて血液の流路は最終的には第２
出口４２から出る。熱伝達流体、代表的には水であるが
、は第３入口４４を経て次いで熱交換器マニホールド５
０とコア４８を通り次いで第３の出口４６を出る流路に
沿っτ流れる。Ｍ水供給ガス流路は第１人口３６に入り
ファイバ束５６の個々のファイバを通って第１の出口３
８から出る。第１、第２及び第３の入口と出口は従来行
なわれている設計によるものであるので酸素供給ガスと
水は従来から使用される諒から供給されることができる
。

第１図、第２図、第５図、第６図及び第７図、特に第５
図を参照して、酸素供給ガスの加圧用の弁１７が示され
る。弁１７は入口６６と出口６８、ハウジング７０、入
口部分７２、出口部分７４、及びハウジング７０と内方
チューブ６４のあいだにある領域内に大気圧より高い圧
力を維持するための１ｆｌｆを含む。内方チューブ６４
はハウジング７ｏのなかに受け入れられる。人口部分７
２はハウジング７ｏを内ｈチューブ６４の入口６６に近
い内方チューブ６４に接続する。出口部分７４はハウジ
ング７０を内方チューブ６４の出口６８に近くで接ＶＣ
覆る。内方チューブ６４は好適な場合比較的軟らかく弾
性がある薄肉のビニール、ウレタンまたはシリコーン・
ラバ材から構成され、長手方向に心出しされ平行な縁に
沿って従来のやり方でヒートシールされ、約０．０２４
ミリ・メートルから０．５１ミリ・メートルの範囲の肉
厚さを有する。内方チューブ６４は好適な場合充分軟ら
かくまた弾性があって外部から加えられる圧力に対して
ほとんど抵抗しないかまたは全然抵抗しない、叩ら内方
チューブ６４はチューブ６４の内側と外側のあいだの圧
力差に応じて断面方向で聞きまたはｍしる。ハウジング
７０は好適な場合比較的に剛性がありポリカーボネート
樹脂またはアクリルプラスチック材料から構成される。

ハウジング７０と内方チューブ６４のあいだにある領域
内に大気圧より高い圧力を維持するＳ！ｉ置は、酸素供
給器１２から流出ツる血液の圧力をハウジング７ｏと内
方チューブ６４のあいだにある領域に伝達するチューブ
７６を含む。ハウジング７０は部分７７を有し、この部
分７７はそれを貫通する孔７８を有する。チューブ７６
はハウジング３４の第２の出口４２と流体連絡をする入
口８０を有しまたチューブ７６は弁１７のハウジング７
０を貫通する孔７８と流体連絡をする出口８２を有し、
その結果ハウジング７０と内方チューブ６４のあいだの
ｗ４域のなかにある圧力はチューブ７６の入口８ｏのと
ころでの流出する血液の圧力に近付く。好適な場合には
、血液はハウジング７０と内方チューブ６４のあいだに
ある領域を直接には占有しない。このことはチューブ７
６のなかで血液のコラムの形成によって生じ得る弁１７
の過度の加圧を避ける。その変りに、流体変ｙＪ！器８
４が流出する血゛液の圧力をダイヤフラム８６を経てハ
ウジング７０と内方チューブ６４のあいだにある領域に
伝達する。

特に第７図を参照して、変換器８４はダイヤフラム８６
を包みまた支持する２片から成るハウジング８８を含む
。適当な変換器は米国カリフォルニア州すンタ・アナに
あるギッシュ（Ｇｉｓｈ）バイオケミカル社から人手づ
るごとのできる圧力遮断鼎である。変換器８４はチュー
ブ７６の人口８０と流体連絡をする入口９０及びチュー
ブ７６の出口８２と流体連絡をする出【］９２を有する
。変換器８４と弁１７のあいだにあるチューブ７６の部
分は空気または他の適当な流体によって満たされること
ができる。チューブ７６はＷ１素供給器１２のハウジン
グ３４の第２の出口４２から重力方向に垂直なある距離
のところにある流体に近付く入口９４に接続される。

身体外装置１０の操作は一般に添付図を参照して記載さ
れるであろう。上記に述べたように、装置１０は第１の
入口のところで従来から行われるやり方で酸素空気混合
器に接続される。同じように装置１０は第３の入目４４
のところで加熱されたまたは冷却された水の従来の源に
好適な場合接続される。これらの接続が行なわれまた使
用者の満足するように調整されたあと、ポンプ２６が作
動され血液は静脈血槽するの本体２２から抜かれて第２
の入口３０に送られる。第２の入口３０から血液は熱交
換器１４を通過してポンプされ、そこで血液は適当に加
熱または冷却され、流路５４を通って流され、次いで酸
系供給器１２に送られ酸素供給器を通過し、そこで酸素
と二酸化炭素の交換が行なわれる。ｆｆｌ後に、血液は
ポンプによって第２の出口から出て流体に近付く入口９
４を過ぎて流される。

流体に近付く入口９４は、入口８０のところでの血液の
圧力が酸素供給器１２のなかの各々の場所で血液の血圧
に近いがより低いことを保シ［するに充分である、出口
４２から重力方向で前以て決められたある垂直方向の距
離のところに好適な場合置かれる。チューブ７６の入口
のところでの血圧は好適な場合大気圧より約Ｏ〜５００
ｎａｔｌｌ（Ｊの範囲のなかにあり最も好適な場合置３
００ａｓｌ１ｇである。

チューブ７６の入口８０のところでの血圧は変換器８４
の入口９０を通って流体変換器８４のダイヤフラム８６
の血液の側に伝達される。この圧力はダイヤフラム８６
を変形するかまたはそれ以外の動作で移動させチューブ
７６の下側の部分にある適当な流体を加圧し、チューブ
７６は次いでこの圧力を弁１７に伝達する。入口８０と
変換器８４のあいだの無視できるヘッド高さの差とチュ
ーブ７６の下方部分に空気のような適当な軽い流体を使
用すると仮定すると、弁１７に伝えられる圧力は入口８
０のところに存在する圧力と極めて近いであろう。

弁１７に伝えられた圧力は孔７８を通ってハウジング７
０と内方ヂｌ−プロ４のあいだにある領域に伝達される
。前に述べたように、この圧力は最も好適な場合的３０
０ｓ＋ＩＩｇである。この圧力は内方チューブ６４は装
置１０の第１の出口３８から流出する酸素供給ガスのｊ
圧力に抗して内方チューブを１１ビさせようとする傾向
がある。これは次いで第１出口３８を流出する酸素供給
ガスの圧力を、弁１７を横切って無視できる圧力降下が
あると仮定して、流体に近付く入口９４のところで血液
の圧力に近い圧力まで上昇させる。酸素供給器１２を横
切って無視できる圧力降下があると仮定して、これは酸
素供給器１２のなかのＰａ１ｋ供給ガスの圧力を流体に
近付く入口９４のところの血圧に近いがそれより低い圧
力にあげ、この圧力は、一般にファイバ束５６全体にわ
たって酸素供給器１２のファイバ束５６の反対の側の全
血圧に近いがそれより低い圧力である。チューブ７６の
通路を通って流体に近付く入口９４とファイバ束５６の
あいだにどのような圧力降下が存在するとしてｂその圧
力降下は、ファイバ束５６のなかの各々の場所での酸素
供給ガスの圧力が、一般にファイバ束５６全体にわたっ
て、ファイバ束５６の反対の側の全血圧より低いことを
唯より強く保証するであろう。

Ｆｉｌｌ木供給ガスのルカは変換器８４と弁１７と共に
チューブ７６の構造、位置及び働きによって血圧に近い
がそれより低い圧力に止まるよう自ら調整する。操作の
ときは、ポンプ２６によって与えられる血液の流れと装
置の他の部分の抵抗のために流体に近付く入口９４のと
ころに正の圧力がある。代表的な場合では、この圧力は
、身体外の生命支持装置の個々の部品の選択と大きざ、
患者の血管の状態、及び血液の流速によって大気圧より
１００〜５００　ｓ＋１ｌ（ｌの範囲内でより高い圧力
である。血液のような液体のなかへガスが移行する速さ
は、ガスど流体のあいだの分圧駆動力の函数で液体の圧
力それ自身の函数でないことが分っている。よって、血
液の流れが増加Ｊると、通常これは増大した患者の酸素
要求を表わすが、より速い流れはチューブ７６、変換器
８４及び弁１７によるガス通路へのより高い圧力として
反映されるので、酸素の移行ｔま自動的に増加するであ
ろう。血液の流速が低下すると、これとは反対のことが
起きる。

この発明の作用によって二酸化炭素の移行は実際には行
なわれないかも知れない。何故ならばガス流路のなかで
の二酸化炭素の分圧もまたガス流路圧力を増加させる働
きによって増加させられるであろうからぐある。しかし
ながら、微小孔の膜を使う模型Ｍ素供給器は、−・股に
その酸素を移行させる能力より実質的により大きい二酸
化炭素移行速度を高いガス流において有する。その意味
で、本発明の装置１０は、それが移行の速さの不均衡を
緩和する傾向があるということで実際には助番）となる
。それに加えて患者は呼吸比に反映される患者の酸索潤
費より低い速度で通常二酸化炭素を作る。呼吸比は二酸
化炭素の生産量の酸素の消費量に対する比で一般に約０
．８のオーダにある。

本発明の装置１０の作用はいくつかの方法で緩和される
ことができる。酸素供給ガスのなかの酸素のパーセント
は標準の１１！ｉ素供給器において現在行なわれている
ように酸素の移行速度を調整するのに使われることがで
きる。動脈のラインはバーバード・クランプまたは類似
のものを、動脈のラインの圧力を増大するためまた増大
することによって酸素供給器の性能をあげるために、使
用して実際に制限されるであろう。これは患者からある
知時聞の高い酸素の要求がある場合に一時的になされる
ことができるであろう。また、弁１７は、ガス圧力制御
の行為を中断して通常の大気中での操作に返るため流体
に近付く入口９４のところで１つの弁（図示しない）を
閏じまた出口３８のところの圧力を開放することにより
効果的に除かれることかできる。これは、患者の新陳代
謝の率が非常に低い患者の低い体温のときのような最小
の酸素が要求されているときに行なわれるであろう。

以上に記載した装置１０の操作は以下の例を参照するこ
とによって恐らくよりよく理解されるであろう。第１の
例は標準のサーンズ社の前述の部品ナンバする．３８５
の酸素供給器を使う。このＭ索供給器は、正常の標準の
血液が１分周に６リツトルの血液流速にあるとき３５ｍ
１ＩＯの血液入口の酸素分圧で操作されると約８０ａＨ
（＋の血液出口の酸素分圧を示す。もし酸素供給器が本
発明の装置１０のチューブ７６、変換Ｓ！！８４及び弁
１７を装備し約３００＃！ＩＨ（＋の動脈ラインの血圧
で、またよって発明によるガス圧力の同じ増加で使用さ
れるならば、血液中の出口での酸素の分圧は２１５ＩＩ
ＩＩＩＨｇである。これは本発明の装＠１０が従来の中
空ファイバ膜型酸素供給器の性能を改善することを示す
。

第２の例として、第２の酸素供給器は標準のサーンズ社
の１素供給器に類似に作られたが、これは標準の装置の
ファイバ面積が１．８平方メートルであるのに対して僅
か１．０平方メートルのファイバ面積しか有しなかった
。これが第１の例の条件で操作されｌこときは、チュー
ブ７６、変換器８４及び弁１７を追加することなく血液
出口の酸素分圧は僅か約６６ｓ＋ｌｌ（＋であったが、
これはガス移行の小さくなった表面積のため予期された
ことである。酸系供給器がチューブ、変換器及び弁を取
り付けられて３００ａａＨ（＋の動脈ライン圧力で使用
されると血液出口の酸素分圧は約１００１１１１１１０
であった。これは本発明の装ｅｌ　１０は、はとんど同
じ水準の性能を維持し４【がら、標準のザーンズ社の表
面積のほとんど５０％の減小を許すであろうことを示す
。これはコストの低下、血液の異物への露出を小さくす
ること、及びブライミングの量を小さくすることを許す
であろう。これらのことは重要な患習の関心事であるこ
とが知られている。

以上に記載したことから、ここに２戟した発明の精神と
範囲から離脱することなくこの技術に熟４゜ 練した人によって種々の変容と変更がされる口とが明ら
かであろう。これらの変容と変更はこの技術に熟練した
人によってまた本発明の範囲と精神から外れることなく
ｂｔ行なわれることができるので、ここに示されまた述
べられたすべてのことは例示のためで制限する意味では
ないと解釈されるべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の好適な実施例の体外装置の前方立面図
、 第２図は第１図の装置の側方立面図、 第３図は第２図の線３−３に略々沿った拡大断面図、 第４図は第３図のｌ　４−４に略々沿った拡大断面図、 第５図は第１図の装置を出る酸素供給のガスの流れを制
限することのできる第１図の装置の弁部材の拡大した垂
直断面図、 第６図は第５図の線６−６に略々冶った断面図、及び 第７図は第１図の装置を出る血液の圧力を第１図の装置
を出る酸素供給のガス流を制限するためｉ１図、第５図
及び第６図の弁部材に伝達ηることのできる第１図の装
置の流体変換器の拡大した立面図である。 図において、 １０・・・身体各装置、１２・・・膜型酸素供給器、１
４・・・熱交換器、する・・・静脈血槽、１７・・・加
圧弁、５６・・・中空ファイバの東、８４・・・変換器
、８６・・・ダイヤフラム、６４・・・内方チューブ、
７６・・・チ１−ブ。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）第１と第２の入口及び第１と第２の出口のあいだ
   を連通する中空の部分を有するハウジング、ハウジング
   の中空の部分のなかにあつて第１の入口と第１の出口の
   あいだの酸素供給ガスの流路を画定しまた第２の入口と
   第２の出口のあいだの血液の流路を画定するトランスフ
   ァ膜装置、及びガス流路内の各場所での酸素供給ガスの
   全圧力を一般に酸素供給装置全体を通じてトランスファ
   膜の反対側の血液の全圧力に近くしかしそれより低く自
   動的に維持する装置を含むことを特徴とする膜型酸素供
   給器。
2. （２）特許請求の範囲１項に記載の膜型酸素供給器にお
   いて、前記自動圧力維持装置は酸素供給器のなかの酸素
   供給ガスの圧力を流出する血液の圧力に近い圧力に上昇
   させるため、酸素供給器を出る酸素供給ガスの流れを酸
   素供給器から出る血液の圧力によつて制限する装置を有
   することを特徴とする膜型酸素供給器。
3. （３）特許請求の範囲第２項に記載の膜型酸素供給器に
   おいて、前記制限する装置は、 酸素供給器のハウジングの第１の出口と流体連絡をする
   入口と出口を有する内方チューブ、内方チューブを受け
   入れるハウジング、ハウジングを内方チューブの入口に
   隣接して内方チューブに接続する入口の部分、及びハウ
   ジングを内方チューブの出口に隣接して内方チューブに
   接続する出口の部分を含む弁部材、及びハウジングと内
   方チューブのあいだの領域にある大気圧より大きい圧力
   を維持する装置を含むことを特徴とする膜型酸素供給器
   。
4. （４）特許請求の範囲第３項に記載の膜型酸素供給器に
   おいて、圧力を維持する装置は流出する血液の圧力をバ
   ルブ・ハウジングと内方チューブのあいだにある領域に
   伝える配管を含むことを特徴とする膜型酸素供給器。