JPH0321189B2 - - Google Patents
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- JPH0321189B2 JPH0321189B2 JP56022222A JP2222281A JPH0321189B2 JP H0321189 B2 JPH0321189 B2 JP H0321189B2 JP 56022222 A JP56022222 A JP 56022222A JP 2222281 A JP2222281 A JP 2222281A JP H0321189 B2 JPH0321189 B2 JP H0321189B2
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Description
【発明の詳細な説明】
発明の背景
技術分野
本発明はホローフアイバー型人工肺に関する。
先行技術
人工肺には、大別して、気泡型と膜型とがある
が、ガス交換膜を用いる膜型人工肺は、血液−ガ
ス直接接触方式の気泡型と比べ、ガス交換方式が
より生理的であるため、種々の利点をもち、膜型
のものが推奨されている。 膜型人工肺を用いて体外循環を行うには、従
来、第１図に示されるような回路のいわゆるダブ
ルポンプシステムを用いるのが一般的である。こ
のダブルポンプシステムは、図示のように、第１
の貯血槽R1、第１の送血ポンプP1、人工肺１０、
第２の貯血槽R2および第２のポンプP2を順次接
続して回路を形成するものである。そして、この
ような回路では、人工肺１０に加わる圧力は、自
己の圧力損失のみとなり、装置の安全性が確保さ
れる。しかし、このようなダブルポンプシステム
では、ポンプが２基必要であること、回路のプラ
イミング量が増大すること、操作が煩雑となるこ
と等、種々の欠点を持つている。 これに対し、上記第１図に示されるようなダブ
ルポンプシステムにおいて、第２の貯血槽R2お
よび第２の送血ポンプP2を除去した、第２図に
示されるようなシングルポンプシステムを用いれ
ば、上記したような欠点は解消する。しかし、こ
の場合には、送血ポンプＰ出口付近での回路内圧
は、送血カテーテル部の圧力と、人工肺１０の圧
力損失とを足した値となり、人工肺１０に大きな
耐圧性が要求される。しかるに、従来の平膜ガス
交換膜を用いる積層型やコイル型の膜型人工肺で
は、耐圧強度が低く、装置の安全性に問題があ
る。又、従来の膜型人工肺では圧力損失が大き
く、回路内圧がきわめて高くなり、各接続部やチ
ユーブ等に破裂の危険が生じる。更には、内圧の
上昇により、血液層の厚さが増大し、性能の低下
をきたすことにもなる。 ところで、従来の平膜を用いる膜型人工肺に対
し、ガス交換膜として、少なくとも内壁面が疎水
性の多孔性中空糸を用いるホローフアイバー型人
工肺が開発されている。このホローフアイバー型
人工肺は、平膜を用いるものと比較して、耐圧強
度が高く、又装置単位体積当りの膜面積が大きく
とれ、更に血液層は多孔性中空糸内径に規制され
るため、ガス交換性能も安定である。 本発明者らは、ホローフアイバー型人工肺の実
用化への先鞭をつけ、数多くの実用化研究を繰返
してきた。そして、一部のホローフアイバー型人
工肺では、上記のようなシングルポンプシステム
にて、有効に使用できることを確認している。 この場合、従来のホローフアイバー型人工肺に
使用している多孔性中空糸の内径は200μ以上で
ある。これは、圧損の増大や疎水性の閉塞などを
考えてのことである。 これに対し、中空糸の内径を200μ未満とすれ
ば、酸素加性能の上昇が考えられ、実際、本発明
者らの実験によれば、例えば、中空糸の内径のみ
が異なり、他を同一の条件とした２つのホローフ
アイバー型人工肺において、190μ内径のものは、
200μ内径のものと比較して、酸素飽和度65％の
血液を95％以上に酸素化できる血流量（Q〓30）が
10％程度向上し、又プライミングボリユームも10
％程度減少するなど、200μ未満の内径のものは、
従来のものと比較して、格段と小型高性能の人工
肺が実現することが確認されている。 しかし、このような高性能も、あくまでダブル
ポンプシステムを前提とした場合のものであつ
て、200μ未満の内径の中空糸を使用する人工肺
をシングルポンプシステムに用いると、血液損傷
特に溶血が亢進し、非常に危険であることが判明
した。 発明の目的 本発明はこのような実状に鑑みなされたもので
あつて、200μ未満の平均内径をもつ多孔性中空
糸を使用する小型高性能のホローフアイバー型人
工肺を改良して、シングルポンプシステムでも安
全に、特に溶血の発生の危険なく、体外循環を行
えるようにすることを主たる目的とする。 本発明者らは、このような目的につき鋭意検討
を繰返し、以下のような知見を得た。 まず、200μ未満の内径の中空糸を使用する人
工肺を用い、第２図に示されるようなシングルポ
ンプシステムに準じた回路を作成し、送血ポンプ
圧と人工肺出口回路内圧とを適宜変更して、人工
肺中にて生じる溶血量を評価した。その結果、本
発明者らは、人工肺入口の回路内圧が600mmHgを
超えると、急激に溶血量が増加することを発見し
た。そして、このような人工肺入口回路内圧の臨
界性は、膜面積、中空糸内径、更には血液流量等
の異同に拘らず常に同様に生じることも判明し
た。なお、このような実験の１例は、後記実験例
に示される。 ところで、第２図に示されるようなシングルポ
ンプシステムにおいて、人工肺１０入口の回路内
圧は、送血カテーテル部の圧力と、人工肺１０の
圧損と、その他チユーブ、熱交換器等の圧損を加
えたものとなる。この場合、送血カテーテル部の
圧力は、通常、最大400mmHg程度以下に設定され
るものであり、又チユーブ等の圧損は微小なもの
としてよい。従つて、これらから、ホローフアイ
バー型人工肺を用いて安全にシングルポンプシス
テム循環を行うには、人工肺の圧力損失は、上記
のようにして確認された人工肺入口臨界圧600mm
Hgから、この400mmHgを引いた200mmHg以下で
なければならないことが判明した。すなわち、シ
ングルポンプシステムにて、人工肺の圧力損失が
200mmHgを超えると、溶血量が急激に増加する危
険性があるものである。 さて、人工肺の圧力損失は中空糸の寸法に依存
する。そこで本発明者らは、中空糸寸法と圧力損
失との関係を種々検討した結果、中空糸の平均内
径をｄ、その平均全長をＬ、ガス交換膜として使
用される有効長、すなわち全長から両端部隔壁厚
を差し引いた長さをｌとしたとき、圧力損失が
d4／（Ｌ×ｌ）に比例することを見出した。 一方、圧力損失は血液流量や血液粘度にも依存
する。そこで、開心術や補助循環における手技条
件下で通常最も高い粘度に属する0.25ポイズ程度
の血液粘度（例えばヘマトクリツト値Ht35％、
温度37℃）の血液を用い、通常の条件下で最も高
い部類に属する上記Q〓30の血液流量で、中空糸寸
法の異なる各種人工肺の圧力損失を測定したとこ
ろ、200mmHg以下の圧力損失を得るには、d4／
（Ｌ／ｌ）が4.3×10-10cm2以上でなければならな
いことが見出された。 本発明は、このような新たな発見に基づきなさ
れたものである。 すなわち、本発明は、ガス交換膜として少なく
とも内壁面が疎水性の多孔性中空糸を用い、当該
多孔性中空糸を複数本集束して、その両端部を隔
壁内に埋めこみ開口し、当該多孔性中空糸内部を
血液流路とするホローフアイバー型人工肺におい
て、上記多孔性中空糸の平均内径が100μ以上
200μ未満であり、この平均内径をｄ（cm）、その
平均全長をＬ（cm）、全長から両端の隔壁厚を差引
いて得られる有効長の平均をｌ（cm）としたとき、 d4／（Ｌ×ｌ）≧4.3×10-10cm2 なる関係をもち、１基の送血ポンプを用いる回路
にて使用することを特徴とするホローフアイバー
型人工肺である。 この場合、中空糸は、複数集束されて、その両
端が開口した状態で、その両端部を１対の隔壁内
に埋めこまれて人工肺とされる。従つて、この両
端が隔壁中に埋めこまれた長さ、すなわち隔壁厚
を全長から差し引いたものが有効長である。 なお、本発明者らが先に発表してきたホローフ
アイバー型人工肺に使用する多孔性中空糸の平均
内径は200μ以上であるが、その中で、上記d4／
（Ｌ×ｌ）が4.7×10-10cm2に設定されたものも存
在する。しかし、このような条件設定は、シング
ルポンプシステムに対する適合性から決定された
ものではなく、上に詳述した本発明者らの新たな
発見からなされたところの本発明は、そのような
発表事実から、推考可能となるものではない。 発明の具体的構成 以下、本発明の具体的構成について詳細に説明
する。 本発明において、ガス交換膜として使用する多
孔性中空糸は、少なくともその内壁面、すなわち
血液接触面が疎水性のものであり、内壁面の水に
対する接触角は、90゜以上である。このため、多
孔性中空糸としては、ポリプロピレン、ポリエチ
レンなどのポリオレフイン系樹脂、フツ素樹脂、
シリコーン樹脂等の疎水性樹脂製であつてもよ
く、あるいは、その他の材料からなり、その少な
くとも内壁面を、シリコーン油や反応性シリコー
ン樹脂等で処理し、疎水性としたものであつても
よい。これらのうち、多孔性中空糸としては、ポ
リオレフイン系樹脂、特にポリプロピレンから形
成されるものであることが好ましい。 このような材質からなる多孔性中空糸は、その
中空内壁と外壁とに連通する微小細孔を多数有す
る。 微小細孔の平均細孔径には、特に制限はない
が、電子顕微鏡にて観察したとき、一般に、200
〜2000Åであることが好ましい。なお、微小細孔
の形状が長円状であるときには、細孔径は短径と
長径の相乗平均とし、その平均を求めればよい。 又、中空糸の平均空孔率にも特に制限はない
が、一般に、30〜80％程度であることが好まし
い。更に、中空糸の平均肉厚は、一般に、概ね、
10〜50μ程度とすればよい。 これに対し、中空糸の平均内径ｄは200μ未満
である。ただ、余りにｄが小さくなると、中空糸
閉塞等が生じるので、ｄは100μ以上であること
が好ましい。又、ｄが190μより大であると、
200μのものに対し、酸素添加能や上記Q〓30がさし
て増大せず、又プライミングボリユームもさして
減少しない。このため、ｄは100〜190μであるこ
とが好ましい。 このような前提の下で、上記d4／（Ｌ×ｌ）は
4.3×10-10cm2以上でなければならない。前述のよ
うに、この値を臨界値として、4.3×10-10cm2未満
ではQ〓30における圧損が200mmHgより大となり、
通常の手技条件下におけるシングルポンプシステ
ムにて、溶血量が急激に増大してしまうことにな
る。 この場合、Ｌは用いる多孔性中空糸の全長を平
均して求められ、又ｌは、各中空糸の全長から、
それぞれの両端部の後述の隔壁厚を差引いたもの
を平均して求められる。 本発明のホローフアイバー型人工肺は、このよ
うな多孔性中空糸を複数本集束し、その両端部に
おいて、高分子重合体隔壁内に埋めこみ開口して
なる。そして、この各多孔性中空糸内部を血液流
路とし、その肉厚部の微小細孔を介しガス交換を
行う。この場合、用いる中空糸の本数について特
に制限はなく、使用本数にかかわりなく、d4／
（Ｌ×ｌ）が同一であれば、同一の圧力損失を与
えるものである。ただ、使用本数により膜面積が
変わり、Q〓30やプライミングボリユームが変わる
ので、通常は、4000〜80000本程度を用いるのが
一般的である。 このような多孔性中空糸の複数本を、その両端
部において埋めこみ開口し、所定のハウジング内
に支持する隔壁は、高分子重合体から形成され
る。高分子重合体としては、ポツテイング材とし
て知られるポリウレタン樹脂等から形成すればよ
い。そして、この両端隔壁厚を全長から差引い
て、上記有効長ｌは求められる。 このようにして構成されるホローフアイバー型
人工肺の具体的１例が第３図に示される。 同図に示されるように、人工肺１は、ハウジン
グ２をもつ。このハウジング２は、例えば筒状体
２１の両端に取り付けカバー２２，２３を取り付
けて構成される。そして、このハウジング２内に
は、複数の多孔性中空糸３，…がほぼ平行に配列
されている。 他方、この多孔性中空糸３，…の両端部は、ハ
ウジング２の取り付けカバー２２，２３内におい
て、上記のように、隔壁４１，４５によつて、そ
の開口を露出して支持固定されている。この場
合、隔壁４１，４５内の中空糸３，…の実質的充
填率は、概ね20〜60％程度とすればよい。又、隔
壁４１，４５の厚さは、概ね0.5〜５cm程度とす
ればよい。なお、第３図に示される例では、隔壁
４１，４５は遠心注型によつて形成される結果、
その内壁面は凹面をなす。このような場合には、
平均有効長ｌは、平均全長Ｌから、中空糸の実質
的な集束部分における隔壁厚の平均を両隔壁４
１，４５につき差し引いて求めればよい。 このような隔壁は、同時に、ハウジング２内に
おいて、閉塞したガス室５を形成している。そし
て取り付けカバー２２，２３には、それぞれガス
用入口および出口６１，６５が設けられ、ガス室
５内に空気流路が形成されている。なお、筒状体
２１は、このガス用入口および出口６１，６５に
対向するごとく延長され、リブ２５１，２５５を
形成し、吹送されるガスの短絡がおこらないよう
配慮されている。 他方、隔壁４１，４５の外端面は、ヘツドカバ
ー７１，７５によつてそれぞれ覆われており、こ
のヘツドカバー７１，７５には血液用入口および
出口８１，８５が設けられている。なお、第３図
に示される人工肺１では、ハウジング２の筒状体
２１内に、絞り部２１５が形成され、中空糸３の
充填率が端部にゆくにつれ疎になる構造となつて
いる。このような構造を採用する必要は必ずしも
ないが、これによりCO2除去能がより高いものと
なる。 発明の具体的作用効果 以上詳述してきた本発明のホローフアイバー型
人工肺は、血液用入口８１から血液を導入し、血
液を多孔性中空糸内部を通過させ、血液用出口８
５から排出するとともに、酸素、空気等をガス用
入口６１、ガス室５、ガス用出口６５の経路で吹
送して使用する。このとき、多孔性中空糸の微小
細孔を介し、血液への酸素添加と、血液からの
CO2除去とが行われる。 この場合、本発明のホローフアイバー型人工肺
は、上記ｄ、Ｌ、ｌの関係を上記のように規制す
るので、通常の手技下における最高部類に属する
血液粘度を与えるHt35％、37℃の条件下にて、
Q〓30の血液流量において200mmHg以下の圧力損失
であり、通常のシングルポンプシステム体外循環
において、溶血発生の危険性はきわめて少ない。
又、回路内圧は、人工肺入口において600mmHg以
下にすることができるので、各種接続部や、チユ
ーブなどの破裂の危険性がなくなる。この結果、
上記のようなシングルポンプシステムで安全に体
外循環を行うことができる。 又、ｄは200μ未満であるので、酸素添加能は
高くなり、Q〓30を高くすることができ、しかもプ
ライミングボリユームは小さくなり、患者の負担
が小さくなり、循環に際し輸血を行う必要もな
い。 これらの結果、本発明のホローフアイバー型人
工肺は、開心術あるいは補助循環等のシングルポ
ンプシステムの体外循環に用いて、きわめて有用
である。 本発明者らは、本発明の効果を確認するため
種々実験を行つた。以下にその１例を示す。 実験例 １ 平均内径d190μ、平均肉厚25μのポリプロピレ
ン製多孔性中空糸を用意した。この多孔性中空糸
の平均空孔率は50％、平均細孔径は電子顕微鏡に
て測定した結果700Åであつた。 次に、この多孔性中空糸の複数本を用い、平均
有効長l14cm、平均全長L17cmにて、膜面積1.0m2
の第３図に示されるようなホローフアイバー型人
工肺を作製した。この場合、d4／（Ｌ×ｌ）は
5.5×10-10cm2である。なお、隔壁41.45は、ポリウ
レタン樹脂から形成した。 次いで、この人工肺１を用い、第４図に示され
るように、人工肺１を貯血槽R2およびポンプP2
と接続し、ヘマクリツト値Ht35％、血漿遊離ヘ
モグロビン量25mg／dlの新鮮ヘパリン加牛血１
を、１／minの血液流量で、温度37℃にて３時
間循環した。又、人工肺１を接続しない対照回路
を作製し、同一条件で循環を行つた。 このような循環において、循環回路には、人工
肺１出口側であつて、貯血槽R2の入口側のチユ
ーブをクレンメで狭さくし、人工肺入口の回路内
圧Ｐを下記表１に示されるようにかえ、５種の循
環を行つた。 ３時間循環後、血液のプラズマフリーヘモグロ
ビン量（mg／dl−plasma）を測定し、これから
対照回路におけるプラズマフリーヘモグロビン量
測定値を差引き、ポンプおよび回路による溶血を
除外したプラズマフリーヘモグロビン量Hb*を算
出した。結果を下記表１に示す。 表１の結果から、シングルポンプシステムに準
じた回路にて、人工肺の入口回路内圧Ｐが600mm
Hgを超えると、急激に溶血量が増大することが
わかる。
が、ガス交換膜を用いる膜型人工肺は、血液−ガ
ス直接接触方式の気泡型と比べ、ガス交換方式が
より生理的であるため、種々の利点をもち、膜型
のものが推奨されている。 膜型人工肺を用いて体外循環を行うには、従
来、第１図に示されるような回路のいわゆるダブ
ルポンプシステムを用いるのが一般的である。こ
のダブルポンプシステムは、図示のように、第１
の貯血槽R1、第１の送血ポンプP1、人工肺１０、
第２の貯血槽R2および第２のポンプP2を順次接
続して回路を形成するものである。そして、この
ような回路では、人工肺１０に加わる圧力は、自
己の圧力損失のみとなり、装置の安全性が確保さ
れる。しかし、このようなダブルポンプシステム
では、ポンプが２基必要であること、回路のプラ
イミング量が増大すること、操作が煩雑となるこ
と等、種々の欠点を持つている。 これに対し、上記第１図に示されるようなダブ
ルポンプシステムにおいて、第２の貯血槽R2お
よび第２の送血ポンプP2を除去した、第２図に
示されるようなシングルポンプシステムを用いれ
ば、上記したような欠点は解消する。しかし、こ
の場合には、送血ポンプＰ出口付近での回路内圧
は、送血カテーテル部の圧力と、人工肺１０の圧
力損失とを足した値となり、人工肺１０に大きな
耐圧性が要求される。しかるに、従来の平膜ガス
交換膜を用いる積層型やコイル型の膜型人工肺で
は、耐圧強度が低く、装置の安全性に問題があ
る。又、従来の膜型人工肺では圧力損失が大き
く、回路内圧がきわめて高くなり、各接続部やチ
ユーブ等に破裂の危険が生じる。更には、内圧の
上昇により、血液層の厚さが増大し、性能の低下
をきたすことにもなる。 ところで、従来の平膜を用いる膜型人工肺に対
し、ガス交換膜として、少なくとも内壁面が疎水
性の多孔性中空糸を用いるホローフアイバー型人
工肺が開発されている。このホローフアイバー型
人工肺は、平膜を用いるものと比較して、耐圧強
度が高く、又装置単位体積当りの膜面積が大きく
とれ、更に血液層は多孔性中空糸内径に規制され
るため、ガス交換性能も安定である。 本発明者らは、ホローフアイバー型人工肺の実
用化への先鞭をつけ、数多くの実用化研究を繰返
してきた。そして、一部のホローフアイバー型人
工肺では、上記のようなシングルポンプシステム
にて、有効に使用できることを確認している。 この場合、従来のホローフアイバー型人工肺に
使用している多孔性中空糸の内径は200μ以上で
ある。これは、圧損の増大や疎水性の閉塞などを
考えてのことである。 これに対し、中空糸の内径を200μ未満とすれ
ば、酸素加性能の上昇が考えられ、実際、本発明
者らの実験によれば、例えば、中空糸の内径のみ
が異なり、他を同一の条件とした２つのホローフ
アイバー型人工肺において、190μ内径のものは、
200μ内径のものと比較して、酸素飽和度65％の
血液を95％以上に酸素化できる血流量（Q〓30）が
10％程度向上し、又プライミングボリユームも10
％程度減少するなど、200μ未満の内径のものは、
従来のものと比較して、格段と小型高性能の人工
肺が実現することが確認されている。 しかし、このような高性能も、あくまでダブル
ポンプシステムを前提とした場合のものであつ
て、200μ未満の内径の中空糸を使用する人工肺
をシングルポンプシステムに用いると、血液損傷
特に溶血が亢進し、非常に危険であることが判明
した。 発明の目的 本発明はこのような実状に鑑みなされたもので
あつて、200μ未満の平均内径をもつ多孔性中空
糸を使用する小型高性能のホローフアイバー型人
工肺を改良して、シングルポンプシステムでも安
全に、特に溶血の発生の危険なく、体外循環を行
えるようにすることを主たる目的とする。 本発明者らは、このような目的につき鋭意検討
を繰返し、以下のような知見を得た。 まず、200μ未満の内径の中空糸を使用する人
工肺を用い、第２図に示されるようなシングルポ
ンプシステムに準じた回路を作成し、送血ポンプ
圧と人工肺出口回路内圧とを適宜変更して、人工
肺中にて生じる溶血量を評価した。その結果、本
発明者らは、人工肺入口の回路内圧が600mmHgを
超えると、急激に溶血量が増加することを発見し
た。そして、このような人工肺入口回路内圧の臨
界性は、膜面積、中空糸内径、更には血液流量等
の異同に拘らず常に同様に生じることも判明し
た。なお、このような実験の１例は、後記実験例
に示される。 ところで、第２図に示されるようなシングルポ
ンプシステムにおいて、人工肺１０入口の回路内
圧は、送血カテーテル部の圧力と、人工肺１０の
圧損と、その他チユーブ、熱交換器等の圧損を加
えたものとなる。この場合、送血カテーテル部の
圧力は、通常、最大400mmHg程度以下に設定され
るものであり、又チユーブ等の圧損は微小なもの
としてよい。従つて、これらから、ホローフアイ
バー型人工肺を用いて安全にシングルポンプシス
テム循環を行うには、人工肺の圧力損失は、上記
のようにして確認された人工肺入口臨界圧600mm
Hgから、この400mmHgを引いた200mmHg以下で
なければならないことが判明した。すなわち、シ
ングルポンプシステムにて、人工肺の圧力損失が
200mmHgを超えると、溶血量が急激に増加する危
険性があるものである。 さて、人工肺の圧力損失は中空糸の寸法に依存
する。そこで本発明者らは、中空糸寸法と圧力損
失との関係を種々検討した結果、中空糸の平均内
径をｄ、その平均全長をＬ、ガス交換膜として使
用される有効長、すなわち全長から両端部隔壁厚
を差し引いた長さをｌとしたとき、圧力損失が
d4／（Ｌ×ｌ）に比例することを見出した。 一方、圧力損失は血液流量や血液粘度にも依存
する。そこで、開心術や補助循環における手技条
件下で通常最も高い粘度に属する0.25ポイズ程度
の血液粘度（例えばヘマトクリツト値Ht35％、
温度37℃）の血液を用い、通常の条件下で最も高
い部類に属する上記Q〓30の血液流量で、中空糸寸
法の異なる各種人工肺の圧力損失を測定したとこ
ろ、200mmHg以下の圧力損失を得るには、d4／
（Ｌ／ｌ）が4.3×10-10cm2以上でなければならな
いことが見出された。 本発明は、このような新たな発見に基づきなさ
れたものである。 すなわち、本発明は、ガス交換膜として少なく
とも内壁面が疎水性の多孔性中空糸を用い、当該
多孔性中空糸を複数本集束して、その両端部を隔
壁内に埋めこみ開口し、当該多孔性中空糸内部を
血液流路とするホローフアイバー型人工肺におい
て、上記多孔性中空糸の平均内径が100μ以上
200μ未満であり、この平均内径をｄ（cm）、その
平均全長をＬ（cm）、全長から両端の隔壁厚を差引
いて得られる有効長の平均をｌ（cm）としたとき、 d4／（Ｌ×ｌ）≧4.3×10-10cm2 なる関係をもち、１基の送血ポンプを用いる回路
にて使用することを特徴とするホローフアイバー
型人工肺である。 この場合、中空糸は、複数集束されて、その両
端が開口した状態で、その両端部を１対の隔壁内
に埋めこまれて人工肺とされる。従つて、この両
端が隔壁中に埋めこまれた長さ、すなわち隔壁厚
を全長から差し引いたものが有効長である。 なお、本発明者らが先に発表してきたホローフ
アイバー型人工肺に使用する多孔性中空糸の平均
内径は200μ以上であるが、その中で、上記d4／
（Ｌ×ｌ）が4.7×10-10cm2に設定されたものも存
在する。しかし、このような条件設定は、シング
ルポンプシステムに対する適合性から決定された
ものではなく、上に詳述した本発明者らの新たな
発見からなされたところの本発明は、そのような
発表事実から、推考可能となるものではない。 発明の具体的構成 以下、本発明の具体的構成について詳細に説明
する。 本発明において、ガス交換膜として使用する多
孔性中空糸は、少なくともその内壁面、すなわち
血液接触面が疎水性のものであり、内壁面の水に
対する接触角は、90゜以上である。このため、多
孔性中空糸としては、ポリプロピレン、ポリエチ
レンなどのポリオレフイン系樹脂、フツ素樹脂、
シリコーン樹脂等の疎水性樹脂製であつてもよ
く、あるいは、その他の材料からなり、その少な
くとも内壁面を、シリコーン油や反応性シリコー
ン樹脂等で処理し、疎水性としたものであつても
よい。これらのうち、多孔性中空糸としては、ポ
リオレフイン系樹脂、特にポリプロピレンから形
成されるものであることが好ましい。 このような材質からなる多孔性中空糸は、その
中空内壁と外壁とに連通する微小細孔を多数有す
る。 微小細孔の平均細孔径には、特に制限はない
が、電子顕微鏡にて観察したとき、一般に、200
〜2000Åであることが好ましい。なお、微小細孔
の形状が長円状であるときには、細孔径は短径と
長径の相乗平均とし、その平均を求めればよい。 又、中空糸の平均空孔率にも特に制限はない
が、一般に、30〜80％程度であることが好まし
い。更に、中空糸の平均肉厚は、一般に、概ね、
10〜50μ程度とすればよい。 これに対し、中空糸の平均内径ｄは200μ未満
である。ただ、余りにｄが小さくなると、中空糸
閉塞等が生じるので、ｄは100μ以上であること
が好ましい。又、ｄが190μより大であると、
200μのものに対し、酸素添加能や上記Q〓30がさし
て増大せず、又プライミングボリユームもさして
減少しない。このため、ｄは100〜190μであるこ
とが好ましい。 このような前提の下で、上記d4／（Ｌ×ｌ）は
4.3×10-10cm2以上でなければならない。前述のよ
うに、この値を臨界値として、4.3×10-10cm2未満
ではQ〓30における圧損が200mmHgより大となり、
通常の手技条件下におけるシングルポンプシステ
ムにて、溶血量が急激に増大してしまうことにな
る。 この場合、Ｌは用いる多孔性中空糸の全長を平
均して求められ、又ｌは、各中空糸の全長から、
それぞれの両端部の後述の隔壁厚を差引いたもの
を平均して求められる。 本発明のホローフアイバー型人工肺は、このよ
うな多孔性中空糸を複数本集束し、その両端部に
おいて、高分子重合体隔壁内に埋めこみ開口して
なる。そして、この各多孔性中空糸内部を血液流
路とし、その肉厚部の微小細孔を介しガス交換を
行う。この場合、用いる中空糸の本数について特
に制限はなく、使用本数にかかわりなく、d4／
（Ｌ×ｌ）が同一であれば、同一の圧力損失を与
えるものである。ただ、使用本数により膜面積が
変わり、Q〓30やプライミングボリユームが変わる
ので、通常は、4000〜80000本程度を用いるのが
一般的である。 このような多孔性中空糸の複数本を、その両端
部において埋めこみ開口し、所定のハウジング内
に支持する隔壁は、高分子重合体から形成され
る。高分子重合体としては、ポツテイング材とし
て知られるポリウレタン樹脂等から形成すればよ
い。そして、この両端隔壁厚を全長から差引い
て、上記有効長ｌは求められる。 このようにして構成されるホローフアイバー型
人工肺の具体的１例が第３図に示される。 同図に示されるように、人工肺１は、ハウジン
グ２をもつ。このハウジング２は、例えば筒状体
２１の両端に取り付けカバー２２，２３を取り付
けて構成される。そして、このハウジング２内に
は、複数の多孔性中空糸３，…がほぼ平行に配列
されている。 他方、この多孔性中空糸３，…の両端部は、ハ
ウジング２の取り付けカバー２２，２３内におい
て、上記のように、隔壁４１，４５によつて、そ
の開口を露出して支持固定されている。この場
合、隔壁４１，４５内の中空糸３，…の実質的充
填率は、概ね20〜60％程度とすればよい。又、隔
壁４１，４５の厚さは、概ね0.5〜５cm程度とす
ればよい。なお、第３図に示される例では、隔壁
４１，４５は遠心注型によつて形成される結果、
その内壁面は凹面をなす。このような場合には、
平均有効長ｌは、平均全長Ｌから、中空糸の実質
的な集束部分における隔壁厚の平均を両隔壁４
１，４５につき差し引いて求めればよい。 このような隔壁は、同時に、ハウジング２内に
おいて、閉塞したガス室５を形成している。そし
て取り付けカバー２２，２３には、それぞれガス
用入口および出口６１，６５が設けられ、ガス室
５内に空気流路が形成されている。なお、筒状体
２１は、このガス用入口および出口６１，６５に
対向するごとく延長され、リブ２５１，２５５を
形成し、吹送されるガスの短絡がおこらないよう
配慮されている。 他方、隔壁４１，４５の外端面は、ヘツドカバ
ー７１，７５によつてそれぞれ覆われており、こ
のヘツドカバー７１，７５には血液用入口および
出口８１，８５が設けられている。なお、第３図
に示される人工肺１では、ハウジング２の筒状体
２１内に、絞り部２１５が形成され、中空糸３の
充填率が端部にゆくにつれ疎になる構造となつて
いる。このような構造を採用する必要は必ずしも
ないが、これによりCO2除去能がより高いものと
なる。 発明の具体的作用効果 以上詳述してきた本発明のホローフアイバー型
人工肺は、血液用入口８１から血液を導入し、血
液を多孔性中空糸内部を通過させ、血液用出口８
５から排出するとともに、酸素、空気等をガス用
入口６１、ガス室５、ガス用出口６５の経路で吹
送して使用する。このとき、多孔性中空糸の微小
細孔を介し、血液への酸素添加と、血液からの
CO2除去とが行われる。 この場合、本発明のホローフアイバー型人工肺
は、上記ｄ、Ｌ、ｌの関係を上記のように規制す
るので、通常の手技下における最高部類に属する
血液粘度を与えるHt35％、37℃の条件下にて、
Q〓30の血液流量において200mmHg以下の圧力損失
であり、通常のシングルポンプシステム体外循環
において、溶血発生の危険性はきわめて少ない。
又、回路内圧は、人工肺入口において600mmHg以
下にすることができるので、各種接続部や、チユ
ーブなどの破裂の危険性がなくなる。この結果、
上記のようなシングルポンプシステムで安全に体
外循環を行うことができる。 又、ｄは200μ未満であるので、酸素添加能は
高くなり、Q〓30を高くすることができ、しかもプ
ライミングボリユームは小さくなり、患者の負担
が小さくなり、循環に際し輸血を行う必要もな
い。 これらの結果、本発明のホローフアイバー型人
工肺は、開心術あるいは補助循環等のシングルポ
ンプシステムの体外循環に用いて、きわめて有用
である。 本発明者らは、本発明の効果を確認するため
種々実験を行つた。以下にその１例を示す。 実験例 １ 平均内径d190μ、平均肉厚25μのポリプロピレ
ン製多孔性中空糸を用意した。この多孔性中空糸
の平均空孔率は50％、平均細孔径は電子顕微鏡に
て測定した結果700Åであつた。 次に、この多孔性中空糸の複数本を用い、平均
有効長l14cm、平均全長L17cmにて、膜面積1.0m2
の第３図に示されるようなホローフアイバー型人
工肺を作製した。この場合、d4／（Ｌ×ｌ）は
5.5×10-10cm2である。なお、隔壁41.45は、ポリウ
レタン樹脂から形成した。 次いで、この人工肺１を用い、第４図に示され
るように、人工肺１を貯血槽R2およびポンプP2
と接続し、ヘマクリツト値Ht35％、血漿遊離ヘ
モグロビン量25mg／dlの新鮮ヘパリン加牛血１
を、１／minの血液流量で、温度37℃にて３時
間循環した。又、人工肺１を接続しない対照回路
を作製し、同一条件で循環を行つた。 このような循環において、循環回路には、人工
肺１出口側であつて、貯血槽R2の入口側のチユ
ーブをクレンメで狭さくし、人工肺入口の回路内
圧Ｐを下記表１に示されるようにかえ、５種の循
環を行つた。 ３時間循環後、血液のプラズマフリーヘモグロ
ビン量（mg／dl−plasma）を測定し、これから
対照回路におけるプラズマフリーヘモグロビン量
測定値を差引き、ポンプおよび回路による溶血を
除外したプラズマフリーヘモグロビン量Hb*を算
出した。結果を下記表１に示す。 表１の結果から、シングルポンプシステムに準
じた回路にて、人工肺の入口回路内圧Ｐが600mm
Hgを超えると、急激に溶血量が増大することが
わかる。
【表】
なお、このように、人工肺入口での回路内圧が
600mmHgを超えると、溶血が急激に亢進するとい
う臨界性は、中空糸の上記ｄ、ｌ、Ｌおよび膜面
積が異なる種々の人工肺においても全く同様に再
現され、又血液流量を種々変更しても全く同様に
再現された。 従つて、上記したように、シングルポンプシス
テムでは、ホローフアイバー型人工肺の圧力損失
は、送血カテーテル部の最大圧400mmHgを上記臨
界圧600mmHgから差引いた200mmHg以下でなけれ
ばならないことがわかる。 実験例 ２ 下記表２に示されるような平均内径ｄをもつ４
種のポリプロピレン製多孔性中空糸を用意した。
これら４種の各多孔性中空糸の平均肉厚は、いず
れも25μであり、又平均空孔率はともに50％、電
子顕微鏡による平均細孔径はともに700Åであつ
た。 このような４種の多孔性中空糸を用い、実験例
１と同様にして、下記表２に示されるような平均
有効長ｌ、平均全長Ｌにて、使用本数を所定のご
とくかえ、ともに1.0M2の膜面積をもつ、計16種
の第３図に示されるようなホローフアイバー型人
工肺１を作製した。なお、下記表２には、各人工
肺におけるd4／（ｌ×Ｌ）と、プライミング量
（ml）が併記される。 次に、このような計16種の各人工肺１を用い、
第５図に示されるように、静脈血作製肺Ｄ、貯血
槽Ｒ、ポンプＰ、熱交換器HEおよび人工肺１を
順次接続して回路を作製した。そして、静脈血作
製肺Ｄには、Ht35％、Hb12ｇ／dlの新鮮ヘパリ
ン加牛血を充填した。又、静脈血作製肺Ｄには、
CO2、O2、N2の混合ガスを吹送し、SVO265±２
％、PVCO250mmHgの静脈血を作製し、熱交換器
HEにより、血液温度を37℃とし、循環した。更
に人工肺１のガス室５への吹送ガスは100％O2ガ
スとし、その流量は１／minとした。 各人工肺１の循環において、それぞれ血液流量
をかえて循環し、人工肺１の出口における酸素飽
和度を測定し、ラグランジエの補間法により、３
点補間で各人工肺１のQ〓30を算出した。各人工肺
１につき、このような測定を３回づつ行い、各測
定によるQ〓30を平均したものを下記表２に示す。
次いで、このようにして得たQ〓30の血液流量に
て、人工肺１の入口および出口の回路内圧を測定
し、その差から、Q〓30における圧力損失ΔPを算
出した。結果を下記表２に示す。 表２に示される結果から、d4／（Ｌ×ｌ）が
4.3×10-10cm2以上であるときのみ、人工肺の圧力
損失は200mmHg以下になることがわかる。 なお、ｄが210μの場合には、圧力損失が200mm
Hgになることはあつても、同一膜面積にて、プ
ライミングボリユームが大きく、又Q〓30が小さい
ことがわかる。 又、付言するならば、膜面積をかえた人工肺を
作製し、上記と同様の測定を行つたところ、同一
のｄ、Ｌ、ｌをもち、使用本数の異なる人工肺間
では、Q〓30は、膜面積、すなわち使用本数に比例
し、ΔP at Q〓30は、ほとんど不変であることが
確認された。
600mmHgを超えると、溶血が急激に亢進するとい
う臨界性は、中空糸の上記ｄ、ｌ、Ｌおよび膜面
積が異なる種々の人工肺においても全く同様に再
現され、又血液流量を種々変更しても全く同様に
再現された。 従つて、上記したように、シングルポンプシス
テムでは、ホローフアイバー型人工肺の圧力損失
は、送血カテーテル部の最大圧400mmHgを上記臨
界圧600mmHgから差引いた200mmHg以下でなけれ
ばならないことがわかる。 実験例 ２ 下記表２に示されるような平均内径ｄをもつ４
種のポリプロピレン製多孔性中空糸を用意した。
これら４種の各多孔性中空糸の平均肉厚は、いず
れも25μであり、又平均空孔率はともに50％、電
子顕微鏡による平均細孔径はともに700Åであつ
た。 このような４種の多孔性中空糸を用い、実験例
１と同様にして、下記表２に示されるような平均
有効長ｌ、平均全長Ｌにて、使用本数を所定のご
とくかえ、ともに1.0M2の膜面積をもつ、計16種
の第３図に示されるようなホローフアイバー型人
工肺１を作製した。なお、下記表２には、各人工
肺におけるd4／（ｌ×Ｌ）と、プライミング量
（ml）が併記される。 次に、このような計16種の各人工肺１を用い、
第５図に示されるように、静脈血作製肺Ｄ、貯血
槽Ｒ、ポンプＰ、熱交換器HEおよび人工肺１を
順次接続して回路を作製した。そして、静脈血作
製肺Ｄには、Ht35％、Hb12ｇ／dlの新鮮ヘパリ
ン加牛血を充填した。又、静脈血作製肺Ｄには、
CO2、O2、N2の混合ガスを吹送し、SVO265±２
％、PVCO250mmHgの静脈血を作製し、熱交換器
HEにより、血液温度を37℃とし、循環した。更
に人工肺１のガス室５への吹送ガスは100％O2ガ
スとし、その流量は１／minとした。 各人工肺１の循環において、それぞれ血液流量
をかえて循環し、人工肺１の出口における酸素飽
和度を測定し、ラグランジエの補間法により、３
点補間で各人工肺１のQ〓30を算出した。各人工肺
１につき、このような測定を３回づつ行い、各測
定によるQ〓30を平均したものを下記表２に示す。
次いで、このようにして得たQ〓30の血液流量に
て、人工肺１の入口および出口の回路内圧を測定
し、その差から、Q〓30における圧力損失ΔPを算
出した。結果を下記表２に示す。 表２に示される結果から、d4／（Ｌ×ｌ）が
4.3×10-10cm2以上であるときのみ、人工肺の圧力
損失は200mmHg以下になることがわかる。 なお、ｄが210μの場合には、圧力損失が200mm
Hgになることはあつても、同一膜面積にて、プ
ライミングボリユームが大きく、又Q〓30が小さい
ことがわかる。 又、付言するならば、膜面積をかえた人工肺を
作製し、上記と同様の測定を行つたところ、同一
のｄ、Ｌ、ｌをもち、使用本数の異なる人工肺間
では、Q〓30は、膜面積、すなわち使用本数に比例
し、ΔP at Q〓30は、ほとんど不変であることが
確認された。
【表】
ある。
第１図は、人工肺を用いる体外循環における従
来のダブルポンプシステムを説明するための模式
図であり、第２図は、人工肺を用いる体外循環に
おけるシングルポンプシステムを説明するための
模式図である。第３図は、本発明のホローフアイ
バー型人工肺の１例を示す、その半分を断面にて
表す正面図である。第４図は、実験例１におけ
る、人工肺入口回路内圧と溶血量との関係を試験
するための模式図であり、第５図は、実験例２に
おけるQ〓30における人工肺の圧力損失を測定する
ための回路を説明するための模式図である。 １０……人工肺、１……ホローフアイバー型人
工肺、２……ハウジング、３……多孔性中空糸、
４１，４５……隔壁。
来のダブルポンプシステムを説明するための模式
図であり、第２図は、人工肺を用いる体外循環に
おけるシングルポンプシステムを説明するための
模式図である。第３図は、本発明のホローフアイ
バー型人工肺の１例を示す、その半分を断面にて
表す正面図である。第４図は、実験例１におけ
る、人工肺入口回路内圧と溶血量との関係を試験
するための模式図であり、第５図は、実験例２に
おけるQ〓30における人工肺の圧力損失を測定する
ための回路を説明するための模式図である。 １０……人工肺、１……ホローフアイバー型人
工肺、２……ハウジング、３……多孔性中空糸、
４１，４５……隔壁。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ガス交換膜として少なくとも内壁面が疎水性
の多孔性中空糸を用い、当該多孔性中空糸を複数
本集束して、その両端部を隔壁内に埋めこみ開口
し、当該多孔性中空糸内部を血液流路とするホロ
ーフアイバー型人工肺において、上記多孔性中空
糸の平均内径が100μ以上200μ未満であり、この
平均内径をｄ（cm）、その平均全長をＬ（cm）、全長
から両端の隔壁厚を差引いて得られる有効長の平
均をｌ（cm）としたとき、 d4／（Ｌ×ｌ）≧4.3×10-10cm2 なる関係をもち、１基の送血ポンプを用いる回路
にて使用することを特徴とするホローフアイバー
型人工肺。 ２ ｄが100〜190μである特許請求の範囲第１項
記載のホローフアイバー型人工肺。 ３ 多孔性中空糸がポリオレフイン系樹脂製であ
る特許請求の範囲第１項または第２項記載のホロ
ーフアイバー型人工肺。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56022222A JPS57136457A (en) | 1981-02-19 | 1981-02-19 | Hollow fiber type artificial lang |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56022222A JPS57136457A (en) | 1981-02-19 | 1981-02-19 | Hollow fiber type artificial lang |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS57136457A JPS57136457A (en) | 1982-08-23 |
| JPH0321189B2 true JPH0321189B2 (ja) | 1991-03-22 |
Family
ID=12076766
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56022222A Granted JPS57136457A (en) | 1981-02-19 | 1981-02-19 | Hollow fiber type artificial lang |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS57136457A (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5944267A (ja) * | 1982-09-02 | 1984-03-12 | テルモ株式会社 | 中空糸型人工肺 |
| JPS60249967A (ja) * | 1984-05-24 | 1985-12-10 | テルモ株式会社 | 中空繊維膜型人工肺およびその製造方法 |
| JPS60249969A (ja) * | 1984-05-25 | 1985-12-10 | テルモ株式会社 | 中空繊維膜型人工肺 |
| JPH0675597B2 (ja) * | 1987-12-28 | 1994-09-28 | 旭メディカル株式会社 | 小型血漿分離器 |
| JPH01198558A (ja) * | 1988-02-02 | 1989-08-10 | Nippon Medical Supply Corp | 中空糸型人工肺およびその製造法 |
| JP4901278B2 (ja) * | 2006-04-13 | 2012-03-21 | 一己 斎藤 | 除草剤の散布装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS54160098A (en) * | 1978-06-06 | 1979-12-18 | Terumo Corp | Hollow gut type artificial lungs |
| JPH0127794Y2 (ja) * | 1979-03-28 | 1989-08-23 |
-
1981
- 1981-02-19 JP JP56022222A patent/JPS57136457A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS57136457A (en) | 1982-08-23 |
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