JPS6057872B2 - 熱交換器内蔵中空糸型人工肺 - Google Patents
熱交換器内蔵中空糸型人工肺Info
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- JPS6057872B2 JPS6057872B2 JP56183713A JP18371381A JPS6057872B2 JP S6057872 B2 JPS6057872 B2 JP S6057872B2 JP 56183713 A JP56183713 A JP 56183713A JP 18371381 A JP18371381 A JP 18371381A JP S6057872 B2 JPS6057872 B2 JP S6057872B2
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- oxygenator
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- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D63/00—Apparatus in general for separation processes using semi-permeable membranes
- B01D63/02—Hollow fibre modules
- B01D63/033—Specific distribution of fibres within one potting or tube-sheet
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
- A61M1/1621—Constructional aspects thereof
- A61M1/1623—Disposition or location of membranes relative to fluids
- A61M1/1627—Dialyser of the inside perfusion type, i.e. blood flow inside hollow membrane fibres or tubes
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- A61M1/1698—Blood oxygenators with or without heat-exchangers
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- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3623—Means for actively controlling temperature of blood
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- B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
- B01—PHYSICAL OR CHEMICAL PROCESSES OR APPARATUS IN GENERAL
- B01D—SEPARATION
- B01D2313/00—Details relating to membrane modules or apparatus
- B01D2313/13—Specific connectors
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- B01D2313/00—Details relating to membrane modules or apparatus
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Description
【発明の詳細な説明】
Ｉ発明の背景
技術分野
本発明は、熱交換器を内蔵してなる改良された中空糸型
人工肺に関するものである。
人工肺に関するものである。
先行技術および問題点
一般に、心臓手術室において、患者の血液を体外に導き
、これに酸素を添加するに当り、体外循環回路内に人工
肺を用いている。
、これに酸素を添加するに当り、体外循環回路内に人工
肺を用いている。
また、軽度もしくは中等度低温または超低温を併用する
場合は、体外循環開始時に血液を３５〜２０′Ｃ程度に
冷却させ、逆に体外循環から離脱するときには、血液を
患者の体温とほぼ等しくなるまで加温する必要があり、
この目的のために体外循環回路に熱交換器を用いる。ま
た、常温体外循環の場合は、保温を目的として利用され
ることもある。従来、このような体外循環回路には、人
工肺と熱交換器とを別体に組込んでこれらを回路チュー
ブで接続していた。
場合は、体外循環開始時に血液を３５〜２０′Ｃ程度に
冷却させ、逆に体外循環から離脱するときには、血液を
患者の体温とほぼ等しくなるまで加温する必要があり、
この目的のために体外循環回路に熱交換器を用いる。ま
た、常温体外循環の場合は、保温を目的として利用され
ることもある。従来、このような体外循環回路には、人
工肺と熱交換器とを別体に組込んでこれらを回路チュー
ブで接続していた。
したがつて、循環回路の組み立てが煩雑となり、また人
工肺と熱交換器との接続誤りが生じたりすることがあつ
た。また、上記のような回路チューブが必要かつ独立し
た血液ボート部（熱交ｌと人工肺）を有するためプライ
ミング量が多くなる。さらに、プライミング時の泡抜き
は人工肺と熱交換器を別々に行なう必要が一あり、操作
が面倒であつた。このような問題点をある程度解決する
ものとして特公昭５５−２９８？公報に熱交換部を内蔵
した積層式膜人工肺が開示されている。
工肺と熱交換器との接続誤りが生じたりすることがあつ
た。また、上記のような回路チューブが必要かつ独立し
た血液ボート部（熱交ｌと人工肺）を有するためプライ
ミング量が多くなる。さらに、プライミング時の泡抜き
は人工肺と熱交換器を別々に行なう必要が一あり、操作
が面倒であつた。このような問題点をある程度解決する
ものとして特公昭５５−２９８？公報に熱交換部を内蔵
した積層式膜人工肺が開示されている。
しかし、この人工肺部および熱交換部は積層式膜型であ
り、製造Ｊ上煩雑であるばかりでなく、このような膜型
人工肺は個体差が大きく、製品性能にバラツキを生ずる
可能性があり、好ましくない。このような問題点を解決
するために、本発明者は、さきに複数本のガス交換用中
空糸膜束を第１の筒状ハウジングに内蔵してなる中空糸
型人工肺部と、複数の管体を第２の筒状ハウジングに内
蔵してなる多管式熱交換器部とよりなり、該人工肺部と
該熱交換器部とを前記第１および第２のハウジングにお
いて同軸的に接続してなる熱交換器内蔵中空糸型人工肺
を提案した（特開昭５７−３９５８４号）。
り、製造Ｊ上煩雑であるばかりでなく、このような膜型
人工肺は個体差が大きく、製品性能にバラツキを生ずる
可能性があり、好ましくない。このような問題点を解決
するために、本発明者は、さきに複数本のガス交換用中
空糸膜束を第１の筒状ハウジングに内蔵してなる中空糸
型人工肺部と、複数の管体を第２の筒状ハウジングに内
蔵してなる多管式熱交換器部とよりなり、該人工肺部と
該熱交換器部とを前記第１および第２のハウジングにお
いて同軸的に接続してなる熱交換器内蔵中空糸型人工肺
を提案した（特開昭５７−３９５８４号）。
しかして、この人工肺においては、第１および第２のハ
ウジングはそれぞれ同一径の接続端部を有し、この接続
端部には互いに逆方向のネジをそれぞれ形成してなり、
第１および第２のハウジングをＯリングを介して前記接
続端部の外側において接続ネジリングによつて接続して
いる。しかしながら、このような接続方式による人工）
肺は短期間では効果的であるが、製品として長期間の保
証が必要な場合には若干問題を生ずることがある。すな
わち、この接続部においてネジが万一緩んだ場合、一方
が逆ネジであるために使用者が容易に締め付けることが
できず、むしろ締め付・けようとして逆にはずしてしま
う危険さえある。このような不具合を防止するために、
逆ネジのリングを接着して固定する方法を検討してみた
が、長期間にわたる圧縮により人工肺のポツテイング部
材が凹み、それにゴム製のＯリングが追従でき”ない場
合に洩れを発生する。また、Ｏリングが規定の溝から外
れている場合には、後で洩れてくる。■ 発明の目的 本発明の目的は、より信頼性の高い安全な接続構造を備
えた熱交換器内蔵人工肺を提供することにある。
ウジングはそれぞれ同一径の接続端部を有し、この接続
端部には互いに逆方向のネジをそれぞれ形成してなり、
第１および第２のハウジングをＯリングを介して前記接
続端部の外側において接続ネジリングによつて接続して
いる。しかしながら、このような接続方式による人工）
肺は短期間では効果的であるが、製品として長期間の保
証が必要な場合には若干問題を生ずることがある。すな
わち、この接続部においてネジが万一緩んだ場合、一方
が逆ネジであるために使用者が容易に締め付けることが
できず、むしろ締め付・けようとして逆にはずしてしま
う危険さえある。このような不具合を防止するために、
逆ネジのリングを接着して固定する方法を検討してみた
が、長期間にわたる圧縮により人工肺のポツテイング部
材が凹み、それにゴム製のＯリングが追従でき”ない場
合に洩れを発生する。また、Ｏリングが規定の溝から外
れている場合には、後で洩れてくる。■ 発明の目的 本発明の目的は、より信頼性の高い安全な接続構造を備
えた熱交換器内蔵人工肺を提供することにある。
かかる目的は、第１のハウジングと、このハウジング内
において相互に離間した状態で前記第１のハウジングの
長手方向に沿つて並列配置された複数本のガス交換用中
空糸膜からなる中空糸膜束と、前記中空糸膜をその開口
を閉塞しない状態で両端部において液密に支持しかつ前
記第１のハウジングの内壁および前記中空糸膜の外壁面
とともに酸素室を構成する第１および第２の隔壁と、前
記酸素室と連通する酸素導入口および酸素導出口と、前
記第１の隔壁側外部において前記各中空糸膜の内部空間
と連通する血液流通口とからなる中空糸型人工肺部、お
よび第２のハウジングと、このハウジング内において相
互に離間した状態で前記第２のの長手方向に沿つて並列
配置さた複数本の管体と、前記管体をその開口を閉塞し
ない状態で両端部において液密に支持し、かつ前記ハウ
ジングの内壁および前記管体の外壁面とともに熱交換用
媒体室を構成する第３および第４の隔壁と、前記媒体室
と連通する熱交換用媒体導入口および媒体導出口と、前
記第４の隔壁側外部において前記管体の内部空間と連通
するる血液流通口とからなる多管式熱交換器部よりなり
、前記第２の隔壁と第３の隔壁との間に血液室を構成す
るように前記人工肺部と熱交換器部とを前記第１および
第２のハウジングにおいて同軸的に接続してなる熱交換
器内蔵中空糸型人工肺において、前記第１および第２の
ハウジングにそれぞれ接続端部を形成し、環状スペーサ
を介して該接続端部の外側において接続リングにより接
続し、該接続リングと前記第３および第４の隔壁と前記
環状スペーサとにより形成される空隙部に、この空隙部
に連通するように前記接続リングに穿設された少なくと
も２個の注入孔より接着剤が充填されていることを特徴
とする熱交換器内蔵中空糸型人工肺により達成される。
において相互に離間した状態で前記第１のハウジングの
長手方向に沿つて並列配置された複数本のガス交換用中
空糸膜からなる中空糸膜束と、前記中空糸膜をその開口
を閉塞しない状態で両端部において液密に支持しかつ前
記第１のハウジングの内壁および前記中空糸膜の外壁面
とともに酸素室を構成する第１および第２の隔壁と、前
記酸素室と連通する酸素導入口および酸素導出口と、前
記第１の隔壁側外部において前記各中空糸膜の内部空間
と連通する血液流通口とからなる中空糸型人工肺部、お
よび第２のハウジングと、このハウジング内において相
互に離間した状態で前記第２のの長手方向に沿つて並列
配置さた複数本の管体と、前記管体をその開口を閉塞し
ない状態で両端部において液密に支持し、かつ前記ハウ
ジングの内壁および前記管体の外壁面とともに熱交換用
媒体室を構成する第３および第４の隔壁と、前記媒体室
と連通する熱交換用媒体導入口および媒体導出口と、前
記第４の隔壁側外部において前記管体の内部空間と連通
するる血液流通口とからなる多管式熱交換器部よりなり
、前記第２の隔壁と第３の隔壁との間に血液室を構成す
るように前記人工肺部と熱交換器部とを前記第１および
第２のハウジングにおいて同軸的に接続してなる熱交換
器内蔵中空糸型人工肺において、前記第１および第２の
ハウジングにそれぞれ接続端部を形成し、環状スペーサ
を介して該接続端部の外側において接続リングにより接
続し、該接続リングと前記第３および第４の隔壁と前記
環状スペーサとにより形成される空隙部に、この空隙部
に連通するように前記接続リングに穿設された少なくと
も２個の注入孔より接着剤が充填されていることを特徴
とする熱交換器内蔵中空糸型人工肺により達成される。
本発明の好ましい態様において、第１および第２のハウ
ジングはそれぞれ同一径の接続端部を有し、また該両接
続端部は、それぞれ逆方向のネジを形成してなりかつ接
続ネジリングにより接続されている。さらに、第２の隔
壁と第３の隔壁との間に血液室を形成させるための環状
スペーサは、その外周に突起を形成させてなるものであ
る。また、この突起と第２の隔壁との間に形成される空
隙部およびこの突起と第３の隔壁との間に形成される空
隙部には、それぞれＯリングが挿入されている。例えば
、中空糸膜はポリオレフィンで形成されており、通常こ
のポリオレフィン中空糸膜は約２００ないし約２０００
人の平均孔径を有し、かつ約２０ないし８０％の空孔率
を有する。
ジングはそれぞれ同一径の接続端部を有し、また該両接
続端部は、それぞれ逆方向のネジを形成してなりかつ接
続ネジリングにより接続されている。さらに、第２の隔
壁と第３の隔壁との間に血液室を形成させるための環状
スペーサは、その外周に突起を形成させてなるものであ
る。また、この突起と第２の隔壁との間に形成される空
隙部およびこの突起と第３の隔壁との間に形成される空
隙部には、それぞれＯリングが挿入されている。例えば
、中空糸膜はポリオレフィンで形成されており、通常こ
のポリオレフィン中空糸膜は約２００ないし約２０００
人の平均孔径を有し、かつ約２０ないし８０％の空孔率
を有する。
なお、中空糸膜の細孔の平均孔径は次のようにして求め
られる。先ず、試料の内外面を標準粒子（例えばタウ・
ケミカル社製のユニフオームラテツクスパーテイクル（
ＵＮＩＦＯＲＭＬＡＴＥＸＰＡＲＴＩＣＬＥＳ））とと
もに走査型電子顕微鏡（日本電子社製）倍率約１０００
０倍で細孔を観祭し標準粒子の寸法をもとに細孔の孔径
を測定する。次に、細孔の形状がほぼ円形の場合得られ
た孔径を平均した値を平均孔径とし、細孔の形状が楕円
形の場合は長径と短径を測定し、楕円の面積の計算式Ｓ
＝πＡｂ／４（Ｓは面積、ａは長径、ｂは短径）で面積
を求め、その面積を円形面積として細孔の径を算出し、
その平均孔径とする。すなわち、長短径の相乗平均をと
ることとする。さらに、この発明の好ましい態様におい
て、第１のハウジングの内壁に中空糸膜束をその長手方
向の中間部において絞る拘束部が設けられている。
られる。先ず、試料の内外面を標準粒子（例えばタウ・
ケミカル社製のユニフオームラテツクスパーテイクル（
ＵＮＩＦＯＲＭＬＡＴＥＸＰＡＲＴＩＣＬＥＳ））とと
もに走査型電子顕微鏡（日本電子社製）倍率約１０００
０倍で細孔を観祭し標準粒子の寸法をもとに細孔の孔径
を測定する。次に、細孔の形状がほぼ円形の場合得られ
た孔径を平均した値を平均孔径とし、細孔の形状が楕円
形の場合は長径と短径を測定し、楕円の面積の計算式Ｓ
＝πＡｂ／４（Ｓは面積、ａは長径、ｂは短径）で面積
を求め、その面積を円形面積として細孔の径を算出し、
その平均孔径とする。すなわち、長短径の相乗平均をと
ることとする。さらに、この発明の好ましい態様におい
て、第１のハウジングの内壁に中空糸膜束をその長手方
向の中間部において絞る拘束部が設けられている。
■ 発明の詳細な説明
以下、添付の図面に沿つてこの発明の一具体例を説明す
る。
る。
第１図に示すように、この発明に従う熱交換器内蔵中空
糸型人工肺は中空糸型人工肺部Ａと熱交換器部Ｂとを一
体に接続してなるものである。
糸型人工肺は中空糸型人工肺部Ａと熱交換器部Ｂとを一
体に接続してなるものである。
人工肺部Ａは第１のハウジング１を具備してなり、この
第１のハウジングｌは、筒状本体２の両端部にそれぞれ
環状の雄ネジ付取付けカバー３，４が取り付けられ、ハ
ウジング１内には、全体に広がつて多数の、たとえば１
００００〜６００００ＸＫのガス交換用中空糸膜５・・
・がハウジング１の長手方向に沿つて並列的に相互に離
間配置されている。そして、このガス交換用中空糸膜５
・・・の両端部は、取付けカバー３，４内においてそれ
ぞれ開口が閉塞されない状態で第１の隔壁６および第２
の隔壁７により液密に支持されている。また、上記各隔
壁６，７は、中空糸膜５・・・の外周面と上記第１のハ
ウジング１の内面とともに酸素室８を構成しこれを閉塞
し、かつ上記ガス交換用中空糸膜５・・・の内部に形成
される血液流通用空間（図示しない）と酸素室８を隔離
するものである。一方の取付けカバー３には、酸素を供
給する導入口９が設けられている。
第１のハウジングｌは、筒状本体２の両端部にそれぞれ
環状の雄ネジ付取付けカバー３，４が取り付けられ、ハ
ウジング１内には、全体に広がつて多数の、たとえば１
００００〜６００００ＸＫのガス交換用中空糸膜５・・
・がハウジング１の長手方向に沿つて並列的に相互に離
間配置されている。そして、このガス交換用中空糸膜５
・・・の両端部は、取付けカバー３，４内においてそれ
ぞれ開口が閉塞されない状態で第１の隔壁６および第２
の隔壁７により液密に支持されている。また、上記各隔
壁６，７は、中空糸膜５・・・の外周面と上記第１のハ
ウジング１の内面とともに酸素室８を構成しこれを閉塞
し、かつ上記ガス交換用中空糸膜５・・・の内部に形成
される血液流通用空間（図示しない）と酸素室８を隔離
するものである。一方の取付けカバー３には、酸素を供
給する導入口９が設けられている。
他方の取付けカバーには酸素を排出する導出口１０が設
けられている。上記第１の隔壁７の外面は、血液ボート
１１によつて覆われており、この血液ボート１１の内面
と上記第１の隔壁７の表面との間で血液の流入室１２を
形成している。さらに、血液ボート１１には血液の入口
１３が形成されている。血液ボート１１はネジング４１
で取付カバー３に固定されている。また、血液ボート１
１には、空気抜き孔４３が設けられている。上記第１の
ハウジング１の筒状本体２の内面には、軸方向の中央に
位置して突出する絞り用拘束部１４を設けることが好ま
しい。
けられている。上記第１の隔壁７の外面は、血液ボート
１１によつて覆われており、この血液ボート１１の内面
と上記第１の隔壁７の表面との間で血液の流入室１２を
形成している。さらに、血液ボート１１には血液の入口
１３が形成されている。血液ボート１１はネジング４１
で取付カバー３に固定されている。また、血液ボート１
１には、空気抜き孔４３が設けられている。上記第１の
ハウジング１の筒状本体２の内面には、軸方向の中央に
位置して突出する絞り用拘束部１４を設けることが好ま
しい。
すなわち、拘束部１４は上記筒状本体２の内面に筒状本
体と一体に形成されていて、筒状本体２に挿通される多
数の中空糸膜５・・・からなる中空糸束１５の外周を締
め付けるようになつている。こうして、上記中空糸束１
５は、第１図で示すように軸方向の中央において絞り込
まれ、絞り部１６を形成している。したがつて、中空糸
膜５・・・の充填率は、軸方向に沿う各部において異な
り、中央部分において最も高くなつている。なお、後述
する理由により望ましい各部の充填率は次の通りである
。中央の絞り部１６における充填率は、約６０〜８０％
、その他筒状本体２内では約３０〜６０％であり、中空
糸束１５の両端、つまり隔壁６，７の外面における充填
率では、約２０〜４０％である。中空糸膜５は多孔性ポ
リオレフィン系樹脂、たとえばポリプロピレン、ポリエ
チレンからなり、特に、ポリプロピレンが好適である。
体と一体に形成されていて、筒状本体２に挿通される多
数の中空糸膜５・・・からなる中空糸束１５の外周を締
め付けるようになつている。こうして、上記中空糸束１
５は、第１図で示すように軸方向の中央において絞り込
まれ、絞り部１６を形成している。したがつて、中空糸
膜５・・・の充填率は、軸方向に沿う各部において異な
り、中央部分において最も高くなつている。なお、後述
する理由により望ましい各部の充填率は次の通りである
。中央の絞り部１６における充填率は、約６０〜８０％
、その他筒状本体２内では約３０〜６０％であり、中空
糸束１５の両端、つまり隔壁６，７の外面における充填
率では、約２０〜４０％である。中空糸膜５は多孔性ポ
リオレフィン系樹脂、たとえばポリプロピレン、ポリエ
チレンからなり、特に、ポリプロピレンが好適である。
この中空糸膜５は壁の内部と外部を連通する細孔が多数
存在するものが得られる。そして、その内径は約１００
〜１０００μｍ１肉厚は約１０〜５０μｍ１平均孔径は
約２００〜２０００Ａ１かつ空孔率は約２０〜８０％と
するものである。このようなポリオレフィン系樹脂より
なる中空糸膜を用いると気体の移動が体積流としておこ
なわれるため、気体の移動に際して膜抵抗が少なく、ガ
ス交換性能が著しく高くなる。もつとも、中空糸膜とし
てはシリコーンよりなるものも使用できる。さらに、中
空糸膜５の素材としての多孔性ポリプロピレン、ポリエ
チレンは人工肺にそのまま使用するのてはなく、血液と
接触する表面を抗血栓性材料にてコーティング処理する
ことが望ましい。
存在するものが得られる。そして、その内径は約１００
〜１０００μｍ１肉厚は約１０〜５０μｍ１平均孔径は
約２００〜２０００Ａ１かつ空孔率は約２０〜８０％と
するものである。このようなポリオレフィン系樹脂より
なる中空糸膜を用いると気体の移動が体積流としておこ
なわれるため、気体の移動に際して膜抵抗が少なく、ガ
ス交換性能が著しく高くなる。もつとも、中空糸膜とし
てはシリコーンよりなるものも使用できる。さらに、中
空糸膜５の素材としての多孔性ポリプロピレン、ポリエ
チレンは人工肺にそのまま使用するのてはなく、血液と
接触する表面を抗血栓性材料にてコーティング処理する
ことが望ましい。
たとえば、ガス透過性に優れたポリアルキルスルホン、
エチルセルロース、ポリジメチルシロキサンのような材
料を肉厚１〜２０ｐｍ程度にコーティング処理する。こ
の場合、中空糸膜５のガス透過能に影響を及ぼさない程
度にその膜孔を覆うようにすれば、血液中の水蒸気蒸散
を防止するこ．とができる。また、この人工肺作動中に
おいて通常血液側の圧力の方が酸素側のそれより高いが
、何かの原因で逆転することがある。このような場合、
マイクロバルブ（気泡）が血液中に流入するおそれがあ
るが、上述のように膜孔が抗血栓材料一でコーティング
処理されていれば、その危険は生じない。さらに、言う
までもないが、血液の凝固（マイクロクロツトの発生）
を防ぐことに役立つものである。次に、上記第１および
第２の隔壁６，７の形成について述べる。
エチルセルロース、ポリジメチルシロキサンのような材
料を肉厚１〜２０ｐｍ程度にコーティング処理する。こ
の場合、中空糸膜５のガス透過能に影響を及ぼさない程
度にその膜孔を覆うようにすれば、血液中の水蒸気蒸散
を防止するこ．とができる。また、この人工肺作動中に
おいて通常血液側の圧力の方が酸素側のそれより高いが
、何かの原因で逆転することがある。このような場合、
マイクロバルブ（気泡）が血液中に流入するおそれがあ
るが、上述のように膜孔が抗血栓材料一でコーティング
処理されていれば、その危険は生じない。さらに、言う
までもないが、血液の凝固（マイクロクロツトの発生）
を防ぐことに役立つものである。次に、上記第１および
第２の隔壁６，７の形成について述べる。
前述したように第１および第２の隔壁６，７は、中空糸
膜５の内部と外部を隔離するという重要な機能を果たす
ものである。通常、この隔壁６，７は、極性の高い高分
子ポツテイング剤、たとえばポリウレタン、シリコーン
、エポキシ樹脂等を第１のハウジング１の両端内壁面に
遠心注入法を利用して流し込み、硬化させることにより
作られる。さらに詳述すれば、まず、ｌ第１のハウジン
グ１の長さより長い多数の中空糸膜５を用意し、このの
両開口端を粘度の高い樹脂によつて目止めをした後、第
１のハウジング１の筒状本体２内に並べて位置せしめる
。この後、取付けカバー３，４の径以上の大きさの型カ
バーで、中空糸膜５・・・の各両端を完全に覆つて、第
１のハウジング１の中心軸を中心にそのハウジング１を
回転させながら両端部側から高分子ポツテイング剤を流
入する。流し終つて樹脂が硬化すれば、上記型カバーを
外して樹脂の外側面部を鋭利な刃物で切断して中空糸膜
５・・・の両開口端を表面に露出させる。かくして第１
および第２の隔壁６，７は形成されることになる。上記
実施例では、中空糸束１５の中央部分が拘束部１４によ
つて絞り込まれ両端において拡げられているため、絞り
部１６では中空糸膜５・・・の充填率が大きくなるとと
もに、筒状本体２内部では各中空糸膜５・・・が均一に
分散する。
膜５の内部と外部を隔離するという重要な機能を果たす
ものである。通常、この隔壁６，７は、極性の高い高分
子ポツテイング剤、たとえばポリウレタン、シリコーン
、エポキシ樹脂等を第１のハウジング１の両端内壁面に
遠心注入法を利用して流し込み、硬化させることにより
作られる。さらに詳述すれば、まず、ｌ第１のハウジン
グ１の長さより長い多数の中空糸膜５を用意し、このの
両開口端を粘度の高い樹脂によつて目止めをした後、第
１のハウジング１の筒状本体２内に並べて位置せしめる
。この後、取付けカバー３，４の径以上の大きさの型カ
バーで、中空糸膜５・・・の各両端を完全に覆つて、第
１のハウジング１の中心軸を中心にそのハウジング１を
回転させながら両端部側から高分子ポツテイング剤を流
入する。流し終つて樹脂が硬化すれば、上記型カバーを
外して樹脂の外側面部を鋭利な刃物で切断して中空糸膜
５・・・の両開口端を表面に露出させる。かくして第１
および第２の隔壁６，７は形成されることになる。上記
実施例では、中空糸束１５の中央部分が拘束部１４によ
つて絞り込まれ両端において拡げられているため、絞り
部１６では中空糸膜５・・・の充填率が大きくなるとと
もに、筒状本体２内部では各中空糸膜５・・・が均一に
分散する。
したがつて、絞り部１６を形成しない場合に比べ、酸素
ガスが均一に分散する安定した流れを形成する結果、酸
素と炭酸ガスの交換効率が高まる。また、第１のハウジ
ング１の内断面積がその中央の絞り部１６において急激
に変化するためこの部分での酸素ガス流速が急激に変化
し、その結果酸素ガス流速が増長され、炭酸ガスの移動
速度を増長する作用も生じる。なお、絞り部１６での中
空糸膜５・・・の充填率は約６０〜８０％とすることが
望ましいが、この理由は次の通りである。
ガスが均一に分散する安定した流れを形成する結果、酸
素と炭酸ガスの交換効率が高まる。また、第１のハウジ
ング１の内断面積がその中央の絞り部１６において急激
に変化するためこの部分での酸素ガス流速が急激に変化
し、その結果酸素ガス流速が増長され、炭酸ガスの移動
速度を増長する作用も生じる。なお、絞り部１６での中
空糸膜５・・・の充填率は約６０〜８０％とすることが
望ましいが、この理由は次の通りである。
すなわち、充填率を約６０％未満とすると、拘束部１４
によつて絞り込めない部分が生じ、中空糸膜５・・・の
分布が不均一になつてチヤンネリングを起し、性能を悪
くする。さらに、中空糸束１５を筒状部の中央に位置さ
せるのが困難になり、加工上の問題となる。一方、充填
率が約８０％を超えると拘束部１４に接する中空糸膜５
・・・が強く押されて潰れが起き、血液が流れなくなり
、効率の低下を招くのみならずまた残血の原因となる。
さらに、加工上中空糸束１５を挿入する際、きつく作業
がしにくくなるからである。また、筒状本体２内での充
填率を約３０〜６０％としたが、この理由は充填率を約
３０％未満とすると、中空糸膜５・・・が筒状本体２内
で片寄りその結果、交換効率の低下を招く。また、加工
がやりにくくなる。一方、充填率が約６０％を越えると
、中空糸膜５・・・同志の密着が起り、やはり性能に悪
い影響を与えるからである。また、第１および第２の隔
壁６，７の外面における充填率は約２０〜４０％とした
が、この理由は約２０％未満とすると、中空糸膜５・・
・の開口端の分布か加工上不均一になりやすく、その結
果血流分布の不均一、血栓等の問題が起る。
によつて絞り込めない部分が生じ、中空糸膜５・・・の
分布が不均一になつてチヤンネリングを起し、性能を悪
くする。さらに、中空糸束１５を筒状部の中央に位置さ
せるのが困難になり、加工上の問題となる。一方、充填
率が約８０％を超えると拘束部１４に接する中空糸膜５
・・・が強く押されて潰れが起き、血液が流れなくなり
、効率の低下を招くのみならずまた残血の原因となる。
さらに、加工上中空糸束１５を挿入する際、きつく作業
がしにくくなるからである。また、筒状本体２内での充
填率を約３０〜６０％としたが、この理由は充填率を約
３０％未満とすると、中空糸膜５・・・が筒状本体２内
で片寄りその結果、交換効率の低下を招く。また、加工
がやりにくくなる。一方、充填率が約６０％を越えると
、中空糸膜５・・・同志の密着が起り、やはり性能に悪
い影響を与えるからである。また、第１および第２の隔
壁６，７の外面における充填率は約２０〜４０％とした
が、この理由は約２０％未満とすると、中空糸膜５・・
・の開口端の分布か加工上不均一になりやすく、その結
果血流分布の不均一、血栓等の問題が起る。
一方、充填率が４０％を越えると、中空糸膜５・・・同
志の密着が起り、第１および第２の隔壁６，７の材料で
あるポツテイング剤が充填されない部分が現われ、リー
クの原因となるからである。なお、上記実施例では拘束
部１４部分のみを第１のハウジング１の内面から部分的
に突き出すようにしたが、これに限定されず、別部材と
してリング状のものを設けてもよく、あるいは筒状本体
中央部に環状凹部を設けてもよく、また中央部の内径を
最も小さくし７、両端側に大きくなるテーパ状に形成し
てもよいのてある。
志の密着が起り、第１および第２の隔壁６，７の材料で
あるポツテイング剤が充填されない部分が現われ、リー
クの原因となるからである。なお、上記実施例では拘束
部１４部分のみを第１のハウジング１の内面から部分的
に突き出すようにしたが、これに限定されず、別部材と
してリング状のものを設けてもよく、あるいは筒状本体
中央部に環状凹部を設けてもよく、また中央部の内径を
最も小さくし７、両端側に大きくなるテーパ状に形成し
てもよいのてある。
一方、熱交換器部Ｂは人工肺部Ａの第１のハウジング１
と同一形状の筒状本体２２、それぞれ熱交換用の媒体導
入出口２９および導出口３０を備えた雄ネジ付き取付け
カバー２３，２４および血液流出口３３を有する血液ボ
ート３１を具備してなる第２のハウジング２１を有して
いる。
と同一形状の筒状本体２２、それぞれ熱交換用の媒体導
入出口２９および導出口３０を備えた雄ネジ付き取付け
カバー２３，２４および血液流出口３３を有する血液ボ
ート３１を具備してなる第２のハウジング２１を有して
いる。
このハウジング２１内には取付けカバー２３，２４内に
おいて両端が同様にボンディング材料で形成された第３
および第４の隔壁２６，２７によつて支持された多数の
管体２５が相互に離間した状態で第２のハウジング２１
の長手方向に沿つて並列的に配置されている。第３およ
び第４の隔壁２６，２７は管体外壁面および第２のハウ
ジング２１の内面とともに熱交換用媒体室２８を規定し
ている。これらの第３および第４の隔壁２６，２７の外
側には、必要により、それぞれ第１の端面部材４４およ
び第２の端面部材４５が取付けられている。管体２５は
、内径１〜３ｗ！ｔ１肉厚０．０５〜０．２ＴＳＲ１長
さ５０〜３００７７！７１の細管で、材質は耐熱性があ
り、熱伝導性のよい肉薄にしても湾曲せず、しかも安価
な材質であつて、好ましくはステンレス鋼等の金属であ
る。また、管体２５は、第２図に示すように、前記のご
とき細管２５ａとプラスチックチューブ２５ｂとからな
る構造にしてもよい。
おいて両端が同様にボンディング材料で形成された第３
および第４の隔壁２６，２７によつて支持された多数の
管体２５が相互に離間した状態で第２のハウジング２１
の長手方向に沿つて並列的に配置されている。第３およ
び第４の隔壁２６，２７は管体外壁面および第２のハウ
ジング２１の内面とともに熱交換用媒体室２８を規定し
ている。これらの第３および第４の隔壁２６，２７の外
側には、必要により、それぞれ第１の端面部材４４およ
び第２の端面部材４５が取付けられている。管体２５は
、内径１〜３ｗ！ｔ１肉厚０．０５〜０．２ＴＳＲ１長
さ５０〜３００７７！７１の細管で、材質は耐熱性があ
り、熱伝導性のよい肉薄にしても湾曲せず、しかも安価
な材質であつて、好ましくはステンレス鋼等の金属であ
る。また、管体２５は、第２図に示すように、前記のご
とき細管２５ａとプラスチックチューブ２５ｂとからな
る構造にしてもよい。
この場合、前記のごとき寸法の細管２５ａの両端部に、
内径が細管２５ａの外径より若干小さくて、肉厚約１ｗ
！ｔ１長さ２０〜５０ｗ１ｎ１シヨアＡ硬度９５〜９８
のシリコーン、ポリウレタン等からなる硬化性樹脂のプ
ラスチックチューブ２５ｂを５Ｔｆｎ位かぶせている。
このプラスチックチューブ２５ｂは、好ましくは管体２
５を固定支持する耐圧隔壁２６，２７と化学的および物
理的性質が近似したものを選んだ方が良い。例えば、耐
圧隔壁２６，２７にポリウレタンを使用する時には、プ
ラスチックチューブ２５ｂとしてポリウレタンを使用す
るのがよい。隔壁２６，２７としてポリウレタンを使用
し、プラスチックチューブ２５ｂとしてポリエチレンを
選んだ場合等のように相互に親和性のないものの場合に
は、親和性を付与するためにプラスチックチューブの表
面を処理する必要がある。すなわち、プラスチックチュ
ーブ２５ｂの外壁面を薬品処理あるいは火災処理による
酸化、コロナ放電、プラズマ放電等の物理的処理をする
必要がある。このような多管式熱交換器Ｂは、つぎのよ
うにして製造される。
内径が細管２５ａの外径より若干小さくて、肉厚約１ｗ
！ｔ１長さ２０〜５０ｗ１ｎ１シヨアＡ硬度９５〜９８
のシリコーン、ポリウレタン等からなる硬化性樹脂のプ
ラスチックチューブ２５ｂを５Ｔｆｎ位かぶせている。
このプラスチックチューブ２５ｂは、好ましくは管体２
５を固定支持する耐圧隔壁２６，２７と化学的および物
理的性質が近似したものを選んだ方が良い。例えば、耐
圧隔壁２６，２７にポリウレタンを使用する時には、プ
ラスチックチューブ２５ｂとしてポリウレタンを使用す
るのがよい。隔壁２６，２７としてポリウレタンを使用
し、プラスチックチューブ２５ｂとしてポリエチレンを
選んだ場合等のように相互に親和性のないものの場合に
は、親和性を付与するためにプラスチックチューブの表
面を処理する必要がある。すなわち、プラスチックチュ
ーブ２５ｂの外壁面を薬品処理あるいは火災処理による
酸化、コロナ放電、プラズマ放電等の物理的処理をする
必要がある。このような多管式熱交換器Ｂは、つぎのよ
うにして製造される。
まず、細管２５ａにプラスチックチューブ２５ｂを被覆
固着してなる管体２５を用意する。好ましくは細管２５
ａの両端開口部を面取りしておく、つぎに、同一寸法の
管体２５を１０〜１００本を１単位とし、管体の両端が
揃うようにして束ねる。そして管体の両端部分に収縮チ
ューブ、例えばゴムバンドを巻いて固定する。なお、プ
ラスチックチューブ２５ｂの肉厚を変えることにより管
体と管体との間の間隔を自由に変えることができる。つ
いで、管体の両端開口部を目止めする。この目止め作業
は後述する型体キャップへの嵌め込み以前なら何時行な
つてもよい。ただし、プラスチックチューブ２５ｂの一
方が初めから閉封されていれば目止めの必要はない。そ
の後、束ねた管体２５と第２のハウジング２１に挿入す
る。一方、大径筒体部の先端に小径筒体部を備えた型体
キャップを別途用意する。この型体キャップは、ある一
定の型に成形できるもので、刃物により容易に切断し得
る材質のものが好ましく、該型体キャップの小径筒体部
の内径は、束ねた管体の外径と同一で、また該型体キャ
ップの大径筒体部の内径は、第２のハウジング２１の取
付けカバー２３，２４の内径とほぼ同一である。この型
体キャップの小径筒体部で管体を確実に保持し得るよう
に押し込み、該型体キャップの大径筒体端部を取付けカ
バー２３，２４端部に被着させる。遠心注入法により硬
化性樹脂を外筒内に流し込む時、硬化性樹脂が漏れない
ように型体キャップを取付けた外筒の両端部を圧縮する
ようにして型体キャップの外側の形と同じ形を内側に有
する圧縮キャップを嵌めこむことが好ましい。
固着してなる管体２５を用意する。好ましくは細管２５
ａの両端開口部を面取りしておく、つぎに、同一寸法の
管体２５を１０〜１００本を１単位とし、管体の両端が
揃うようにして束ねる。そして管体の両端部分に収縮チ
ューブ、例えばゴムバンドを巻いて固定する。なお、プ
ラスチックチューブ２５ｂの肉厚を変えることにより管
体と管体との間の間隔を自由に変えることができる。つ
いで、管体の両端開口部を目止めする。この目止め作業
は後述する型体キャップへの嵌め込み以前なら何時行な
つてもよい。ただし、プラスチックチューブ２５ｂの一
方が初めから閉封されていれば目止めの必要はない。そ
の後、束ねた管体２５と第２のハウジング２１に挿入す
る。一方、大径筒体部の先端に小径筒体部を備えた型体
キャップを別途用意する。この型体キャップは、ある一
定の型に成形できるもので、刃物により容易に切断し得
る材質のものが好ましく、該型体キャップの小径筒体部
の内径は、束ねた管体の外径と同一で、また該型体キャ
ップの大径筒体部の内径は、第２のハウジング２１の取
付けカバー２３，２４の内径とほぼ同一である。この型
体キャップの小径筒体部で管体を確実に保持し得るよう
に押し込み、該型体キャップの大径筒体端部を取付けカ
バー２３，２４端部に被着させる。遠心注入法により硬
化性樹脂を外筒内に流し込む時、硬化性樹脂が漏れない
ように型体キャップを取付けた外筒の両端部を圧縮する
ようにして型体キャップの外側の形と同じ形を内側に有
する圧縮キャップを嵌めこむことが好ましい。
この後、シリコーンあるいはポリウレタン等の硬化性樹
脂を遠心注入法により第２のハウジング２１の中心軸を
中心に該ハウジングを１５〜２紛間位回転させながら、
両端部側から外筒内に注入する。該樹脂は、遠心力によ
り外筒の両端部に流される。そして樹脂が硬化すること
により該管体の両端部を該外筒の両端開口部て固定支持
する耐圧性の第３および第４の隔壁２６，２７が形成さ
れる。さらに、外筒両端から圧縮キャップを外し、管体
を固定支持している耐圧隔壁と型体を外筒の軸方向に対
し垂直に切断し、管体の両端を開口させる。耐圧隔壁に
固定支持されている管体の細管が金属である場合には、
プラスチックチューブ部分を切断すれば、金属は切断さ
れず、したがつて、バリも生じない。つぎに、血液ボー
ト３１を第２のハウジング２１の一端部の取付けカバー
２３にネジリング４２で結合する。
脂を遠心注入法により第２のハウジング２１の中心軸を
中心に該ハウジングを１５〜２紛間位回転させながら、
両端部側から外筒内に注入する。該樹脂は、遠心力によ
り外筒の両端部に流される。そして樹脂が硬化すること
により該管体の両端部を該外筒の両端開口部て固定支持
する耐圧性の第３および第４の隔壁２６，２７が形成さ
れる。さらに、外筒両端から圧縮キャップを外し、管体
を固定支持している耐圧隔壁と型体を外筒の軸方向に対
し垂直に切断し、管体の両端を開口させる。耐圧隔壁に
固定支持されている管体の細管が金属である場合には、
プラスチックチューブ部分を切断すれば、金属は切断さ
れず、したがつて、バリも生じない。つぎに、血液ボー
ト３１を第２のハウジング２１の一端部の取付けカバー
２３にネジリング４２で結合する。
なお、型体キャップの内面に予め硬化性樹脂と−非接着
性を有する物質をコートしておくと、耐圧隔壁２６，２
７から型体キャップを容易に取外すことができるので、
あえて型体キャップを被着したまま切断しなくてすむ。
性を有する物質をコートしておくと、耐圧隔壁２６，２
７から型体キャップを容易に取外すことができるので、
あえて型体キャップを被着したまま切断しなくてすむ。
例えば、硬化性樹脂がポリウレタンの場合には、型体キ
ャップの内面にフッ素系樹脂をコートしておけばよい。
以上の構成でなる人工肺部Ａと熱交換器部Ｂにおいて、
その対向する取付けカバー４，２３には、第１図に示す
ように互いに逆方向のネジが形成されている。これら取
付けカバー４，２３は、外周に突起４６を備えた環状リ
ング３７を介して第２の隔壁７と第３の隔壁２６との間
に血液室３８が形成されるようにその外部から接続ネジ
リング３６により接続し、この接続ネジリング３６と、
第３および第４の隔壁７，２６と環状スペーサ３７とに
より形成される空隙部に、この空隙部に連通するように
前記ネジリング３６に穿設された少なくとも２個の注入
孔４７，４７の一方より゛接着剤４８を充填することに
より第１および第２のハウジング１，２１および接続ネ
ジリング３６は固着される。なお、環状スペーサ３７の
外周に形成される突起４６は、該環状スペーサ３７の外
周全体に連続的に設けられる突条でもよいが、不連続な
突条でもよく、また該突起４６は環状スペーサ３７をハ
ウジング１，２１と同軸的に位置決めするためのもので
あるから、例えばほぼ等間隔に形成される３点の点状突
起でもよく、また環状リング３７の肉厚が大きい場合に
はなくてもよい。
ャップの内面にフッ素系樹脂をコートしておけばよい。
以上の構成でなる人工肺部Ａと熱交換器部Ｂにおいて、
その対向する取付けカバー４，２３には、第１図に示す
ように互いに逆方向のネジが形成されている。これら取
付けカバー４，２３は、外周に突起４６を備えた環状リ
ング３７を介して第２の隔壁７と第３の隔壁２６との間
に血液室３８が形成されるようにその外部から接続ネジ
リング３６により接続し、この接続ネジリング３６と、
第３および第４の隔壁７，２６と環状スペーサ３７とに
より形成される空隙部に、この空隙部に連通するように
前記ネジリング３６に穿設された少なくとも２個の注入
孔４７，４７の一方より゛接着剤４８を充填することに
より第１および第２のハウジング１，２１および接続ネ
ジリング３６は固着される。なお、環状スペーサ３７の
外周に形成される突起４６は、該環状スペーサ３７の外
周全体に連続的に設けられる突条でもよいが、不連続な
突条でもよく、また該突起４６は環状スペーサ３７をハ
ウジング１，２１と同軸的に位置決めするためのもので
あるから、例えばほぼ等間隔に形成される３点の点状突
起でもよく、また環状リング３７の肉厚が大きい場合に
はなくてもよい。
ただし、後者の場合には、環状リング３７と接続ネジリ
ング３６との間に接着剤層を形成するだけの空隙は必要
である。なお、第１図において、４３，４９は空気抜き
、その他のための予備孔であり、前記および血液の入口
１３および血液の出口３３の各孔にはそれぞれキャップ
５１，５２，５３，５４が取付けられている。本発明で
使用される接着剤としては、液状ないし前記孔から空隙
部に注入したときに充分な流動性を有するもので、少な
くとも取付けカバー４，２３と接続ネジリング３６に対
して良好な接着性を有する硬化性樹脂であり、さらに第
２の隔壁７、第３の隔壁２６（または第１の端面部材４
４）および環状スペーサ３７とも良好な接着性を有する
ことが好ましい。
ング３６との間に接着剤層を形成するだけの空隙は必要
である。なお、第１図において、４３，４９は空気抜き
、その他のための予備孔であり、前記および血液の入口
１３および血液の出口３３の各孔にはそれぞれキャップ
５１，５２，５３，５４が取付けられている。本発明で
使用される接着剤としては、液状ないし前記孔から空隙
部に注入したときに充分な流動性を有するもので、少な
くとも取付けカバー４，２３と接続ネジリング３６に対
して良好な接着性を有する硬化性樹脂であり、さらに第
２の隔壁７、第３の隔壁２６（または第１の端面部材４
４）および環状スペーサ３７とも良好な接着性を有する
ことが好ましい。
このような接着剤としては、通常前記隔壁７，２６の形
成されたものと同様な極性の高いポツテイング剤、例え
ばポリウレタン、シリコーン、エポキシ樹脂等があり、
特にポリウレタンが好ましい結果を与える。ポリウレタ
ンとしてはプレポリマー接着剤、ポリイソシアネート接
着剤とおよびイソシアネート変成ポリマーのいずれも使
用できるが、通常プレポリマー接着剤が好ましく使用さ
れる。
成されたものと同様な極性の高いポツテイング剤、例え
ばポリウレタン、シリコーン、エポキシ樹脂等があり、
特にポリウレタンが好ましい結果を与える。ポリウレタ
ンとしてはプレポリマー接着剤、ポリイソシアネート接
着剤とおよびイソシアネート変成ポリマーのいずれも使
用できるが、通常プレポリマー接着剤が好ましく使用さ
れる。
プレポリマー接着剤としては、例えば４，４″−ジフエ
ニルメタンジイソシアネートと二官能ヒマシ油誘導体（
例えばリシノール酸のポリプロピレングリコールエステ
ル、分子量５４０）とのプレポリマー（ＮＣＯ／０Ｈ＝
１：１〜１．５）と、二官能ヒマシ油誘導体と多官能ポ
リプロピレングリコール（分子量２０００〜３０００）
とアミノアルコールとの混合物（重量比５０〜７０：１
５〜２５：１５〜２５）よりなる硬化剤とを官能基数が
ほぼ一致するように、例えば６５：３５〜５９：４１の
重量比て混合するものがあり、常温硬化が可能てあり、
適度な弾性を有しかつ接着性が優れている。第３図は、
本発明の他の実施例を示すもので、環状スペーサ３７の
外周にＯリング５５を、例えば突起４６を介して２個の
Ｏリング５５，５５を囲繞させてなるものであり、第２
の隔壁７、第３の隔壁２６、接続ネジリング３６および
環状スペーサ３７の間に形成される空隙部に接着剤４８
が充填され、これによりさらに血液室３８の密閉は強固
となる。
ニルメタンジイソシアネートと二官能ヒマシ油誘導体（
例えばリシノール酸のポリプロピレングリコールエステ
ル、分子量５４０）とのプレポリマー（ＮＣＯ／０Ｈ＝
１：１〜１．５）と、二官能ヒマシ油誘導体と多官能ポ
リプロピレングリコール（分子量２０００〜３０００）
とアミノアルコールとの混合物（重量比５０〜７０：１
５〜２５：１５〜２５）よりなる硬化剤とを官能基数が
ほぼ一致するように、例えば６５：３５〜５９：４１の
重量比て混合するものがあり、常温硬化が可能てあり、
適度な弾性を有しかつ接着性が優れている。第３図は、
本発明の他の実施例を示すもので、環状スペーサ３７の
外周にＯリング５５を、例えば突起４６を介して２個の
Ｏリング５５，５５を囲繞させてなるものであり、第２
の隔壁７、第３の隔壁２６、接続ネジリング３６および
環状スペーサ３７の間に形成される空隙部に接着剤４８
が充填され、これによりさらに血液室３８の密閉は強固
となる。
なお、同図において第１図と同一符号は同一部材を表わ
す。以上は、第１のハウジング１と第２のハウジング２
１との接続部材として接続ネジリング３６を使用した場
合について説明したが、使用する接着剤が充分な接着強
度を有していれば、接続リングおよび取付けカバー４，
２３にネジを形成させる必要はなく、接着剤だけでも接
続することができる。
す。以上は、第１のハウジング１と第２のハウジング２
１との接続部材として接続ネジリング３６を使用した場
合について説明したが、使用する接着剤が充分な接着強
度を有していれば、接続リングおよび取付けカバー４，
２３にネジを形成させる必要はなく、接着剤だけでも接
続することができる。
この場合、注入した接着剤が硬化するまて前記各部材を
固定する必要がある。例えば、粘着テープ等で周辺を仮
固定したのち、空隙部に接着剤を注入し、ついで硬化後
に前記テープを剥離すれば容易に接続することができる
。また粘着テープの代りにシリコーンゴム製の型を用い
ることもできる。また、第１のハウジング１の接続端部
である取付けカバー４と、第２のハウジング２１の接続
端部である取付けカバー２３は同一径であることが望ま
しいとはいえ、これを螺合または嵌合する接続リング３
６の対応する各内径を変えれば、異なる径であつてもよ
いことはもちろんである。
固定する必要がある。例えば、粘着テープ等で周辺を仮
固定したのち、空隙部に接着剤を注入し、ついで硬化後
に前記テープを剥離すれば容易に接続することができる
。また粘着テープの代りにシリコーンゴム製の型を用い
ることもできる。また、第１のハウジング１の接続端部
である取付けカバー４と、第２のハウジング２１の接続
端部である取付けカバー２３は同一径であることが望ま
しいとはいえ、これを螺合または嵌合する接続リング３
６の対応する各内径を変えれば、異なる径であつてもよ
いことはもちろんである。
■ 発明の具体的作用以上の構成でなるこの発明の熱交
換器内蔵中空糸型人工肺は、血液の体外循環回路中に組
み込まれ、別個に組み込まれた従来の熱交換器および人
工肺と同じ作用を果す。
換器内蔵中空糸型人工肺は、血液の体外循環回路中に組
み込まれ、別個に組み込まれた従来の熱交換器および人
工肺と同じ作用を果す。
すなわち、血液は血液ポンプ（図示せず）によつて血液
導入口１３から導入され、血液流入室１２を通つて各中
空糸膜５内を通過し、その間にガス導入口９から酸素室
１６内に導入された酸素が付与され、炭酸ガスが排出さ
れ、血液室３８に至る。酸素室１６内の酸素は炭酸ガス
とともに導出口１０より排出される。血液室３８に達し
た血液はそこから各管体２５内を湧過し、その間に媒体
導入口２９から媒体室２８内に導入された熱交換用媒体
、例えば温水ま・たは冷水によつて加温または冷却され
て血液流出室３２に至り、血液導出口３３から血液循環
回路を介して患者の体内へ戻される。媒体室２８内の媒
体は媒体導出口３０より排出される。なお、所望に応じ
て、血液の流れを逆にすることもできる。
導入口１３から導入され、血液流入室１２を通つて各中
空糸膜５内を通過し、その間にガス導入口９から酸素室
１６内に導入された酸素が付与され、炭酸ガスが排出さ
れ、血液室３８に至る。酸素室１６内の酸素は炭酸ガス
とともに導出口１０より排出される。血液室３８に達し
た血液はそこから各管体２５内を湧過し、その間に媒体
導入口２９から媒体室２８内に導入された熱交換用媒体
、例えば温水ま・たは冷水によつて加温または冷却され
て血液流出室３２に至り、血液導出口３３から血液循環
回路を介して患者の体内へ戻される。媒体室２８内の媒
体は媒体導出口３０より排出される。なお、所望に応じ
て、血液の流れを逆にすることもできる。
その場合、熱交換器Ｂで加熱または冷却された血液を人
工肺Ａで酸素加及び炭酸ガス排出を行なつた後は患者の
体内に戻されることになる。Ｖ発明の詳細な説明 以上述べたように、この発明は熱交換器を中空糸型人工
肺に内蔵させてなるものであり、これら両者を接続する
ための回路チューブが不要となるのでプライミング量を
減少することができる。
工肺Ａで酸素加及び炭酸ガス排出を行なつた後は患者の
体内に戻されることになる。Ｖ発明の詳細な説明 以上述べたように、この発明は熱交換器を中空糸型人工
肺に内蔵させてなるものであり、これら両者を接続する
ための回路チューブが不要となるのでプライミング量を
減少することができる。
また、プライミング時の泡抜きも人工肺および熱交換器
を個々に順を追つておこなう必要がなく、１回の操作で
済む。それ故、血液回路の組立てや泡抜きのための時間
が節約できる。しかも、人工肺と熱交換器の接続誤りも
皆無となる。また、第２および第３の隔壁と接続リング
と環状スペーサとにより形成される空隙部に接着剤を充
填することにより接合してなるものであるから、接続部
からの血液洩れらは完全に防止できる。
を個々に順を追つておこなう必要がなく、１回の操作で
済む。それ故、血液回路の組立てや泡抜きのための時間
が節約できる。しかも、人工肺と熱交換器の接続誤りも
皆無となる。また、第２および第３の隔壁と接続リング
と環状スペーサとにより形成される空隙部に接着剤を充
填することにより接合してなるものであるから、接続部
からの血液洩れらは完全に防止できる。
また０リングの挿入を廃止することができるので、０リ
ングの脱落による血液洩れの心配はなくなり、コストダ
ウンに寄与する。さらに、内部充填により接続リングの
破損はなくなる。また、接続部においてネジの形成を廃
止ることもできるので、これによりコストダウンが可能
となり、ガスボート、水ボートの位置合わせが容易とな
る。
ングの脱落による血液洩れの心配はなくなり、コストダ
ウンに寄与する。さらに、内部充填により接続リングの
破損はなくなる。また、接続部においてネジの形成を廃
止ることもできるので、これによりコストダウンが可能
となり、ガスボート、水ボートの位置合わせが容易とな
る。
第１図は本発明による熱交換器内蔵中空糸型人工肺の一
実施例を示す部分断面図、第２図は第１図に示す熱交換
器部の端部の拡大部分断面図であり、また第３図は本発
明の他の実施例を示す部分断面図である。 １，２１・・・ハウジング、４，２４・・・取付けカバ
ー、５ ・・・中空糸膜、６，７，２６，２７・・・隔
壁、８ ・・・酸素室、９ ・・・酸素導入口、１０・
・・酸素導出口、１１，３１・・・血液ボート、１４・
・・拘束部、１５・・・中空糸束、１６・・・絞り部、
２５・・・管体、２５ａ・・・細管、２５ｂ・・・プラ
スチックチューブ、２８・・・媒体室、２９・・・媒体
導入口、３０・・・媒体導出口、３４，３５・・・０リ
ング、３６・・・接続ネジリング、３８・・・血液室、
３７・・・環状スペーサ、４７・・・注入孔、４８・・
・接着剤充填部。
実施例を示す部分断面図、第２図は第１図に示す熱交換
器部の端部の拡大部分断面図であり、また第３図は本発
明の他の実施例を示す部分断面図である。 １，２１・・・ハウジング、４，２４・・・取付けカバ
ー、５ ・・・中空糸膜、６，７，２６，２７・・・隔
壁、８ ・・・酸素室、９ ・・・酸素導入口、１０・
・・酸素導出口、１１，３１・・・血液ボート、１４・
・・拘束部、１５・・・中空糸束、１６・・・絞り部、
２５・・・管体、２５ａ・・・細管、２５ｂ・・・プラ
スチックチューブ、２８・・・媒体室、２９・・・媒体
導入口、３０・・・媒体導出口、３４，３５・・・０リ
ング、３６・・・接続ネジリング、３８・・・血液室、
３７・・・環状スペーサ、４７・・・注入孔、４８・・
・接着剤充填部。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 第１のハウジングと、このハウジング内において相
互に離間した状態で前記第１のハウジングの長手方向に
沿つて並列配置された複数本のガス交換用中空糸膜から
なる中空糸膜束と、前記中空糸膜をその開口を閉塞しな
い状態で両端部において液密に支持しかつ前記第１のハ
ウジングの内壁および前記中空糸膜の外壁面とともに酸
素室を構成する第１および第２の隔壁と、前記酸素室と
連通する酸素導入口および酸素導出口と、前記第１の隔
壁側外部において前記各中空糸膜の内部空間と連通する
第１の血液流通口とからなる中空糸型人工肺部、および
第２のハウジングと、このハウジング内において相互に
離間した状態で前記第２のハウジングの長手方向に沿つ
て並列配置された複数本の管体と、前記管体をその開口
を閉塞しない状態で両端部において液密に支持しかつ前
記ハウジングの内壁および前記管体の外壁面とともに熱
交換用媒体室を構成する第３および第４の隔壁と、前記
媒体室と連通する熱交換用媒体導入口および媒体導出口
と、前記第４の隔壁側外部において前記管体の内部空間
と連通する第２の血液流通口とからなる移管式熱交換器
部よりなり、前記第２の隔壁と第３の隔壁との間に血液
室を構成するように前記人工肺部と熱交換器部とを前記
第１および第２のハウジングにおいて同軸的に接続して
なる熱交換器内蔵中空糸型人工肺において、前記第１お
よび第２のハウジングにそれぞれ接続端部を形成し、環
状スペーサを介して該接続端部の外側において接続リン
グにより接続し、該接続リングと前記第３および第４の
隔壁と前記環状スペーサとにより形成される空隙部と、
この空隙部に連通するように前記接続リングに穿設され
た少なくとも２個の注入孔より接着剤が充填されている
ことを特徴とする熱交換器内蔵中空糸型人工肺。 ２ 第１および第２のハウジングはそれぞれ同径の接続
端部を有してなることを特徴とする特許請求の範囲第１
項に記載の熱交換器内蔵中空糸型人工肺。 ３ 第１および第２のハウジングの各接続端に互いに逆
方向のネジを形成してなり、該接続端部の外側において
接続ネジリングによつて接続してなることを特徴とする
特許請求の範囲第２項に記載の熱交換器内蔵中空糸型人
工肺。 ４ 環状スペーサはその外周に突起を形成させてなるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第３項のい
ずれか一つに記載の熱交換器内蔵中空糸型人工肺。 ５ 突起は連続した突条である特許請求の範囲第４項に
記載の熱交換器内蔵中空糸型人工肺。 ６ 突起は不連続状である特許請求の範囲第４項に記載
の熱交換器内蔵中空糸型人工肺。 ７ 第２および第３の隔壁と突起との間に形成される空
隙部にはそれぞれＯリングが挿入されてなる特許請求の
範囲第４項ないし第６項に記載の熱交換器内蔵中空糸型
人工肺。 ８ 接着剤は極性の高いポツテイング剤である特許請求
の範囲第１項ないし第７項のいずれか一つに記載の熱交
換器内蔵中空糸型人工肺。 ９ ポツテイング剤はポリウレタン、シリコーンおよび
エポキシ樹脂よりなる群から選ばれた１種のものである
特許請求の範囲第８項に記載の熱交換器内蔵中空糸型人
工肺。
Priority Applications (9)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56183713A JPS6057872B2 (ja) | 1981-11-18 | 1981-11-18 | 熱交換器内蔵中空糸型人工肺 |
| AU90476/82A AU543772B2 (en) | 1981-11-18 | 1982-11-15 | Heat exchanger in hollow fibre artificial lung |
| CA000415662A CA1182017A (en) | 1981-11-18 | 1982-11-16 | Heat exchanger-incorporated hollow fiber type artificial lung |
| DE19828232380U DE8232380U1 (de) | 1981-11-18 | 1982-11-18 | Kuenstliche hohlfaser-lunge mit angebautem waermetauscher |
| DE8282110664T DE3263691D1 (en) | 1981-11-18 | 1982-11-18 | Heat exchanger-incorporated hollow fiber type artificial lung |
| IT24321/82A IT1191087B (it) | 1981-11-18 | 1982-11-18 | Polmone artificiale del tipo a fibre cave con scambiatore di calore incorporato |
| BE0/209512A BE895062A (fr) | 1981-11-18 | 1982-11-18 | Poumon artificiel du type a fibres creuses a echangeur de chaleur incorpore |
| EP82110664A EP0081118B1 (en) | 1981-11-18 | 1982-11-18 | Heat exchanger-incorporated hollow fiber type artificial lung |
| US06/753,348 US4657743A (en) | 1981-11-18 | 1985-07-08 | Heat exchanger-incorporated hollow fiber type artifical lung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56183713A JPS6057872B2 (ja) | 1981-11-18 | 1981-11-18 | 熱交換器内蔵中空糸型人工肺 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5886171A JPS5886171A (ja) | 1983-05-23 |
| JPS6057872B2 true JPS6057872B2 (ja) | 1985-12-17 |
Family
ID=16140650
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56183713A Expired JPS6057872B2 (ja) | 1981-11-18 | 1981-11-18 | 熱交換器内蔵中空糸型人工肺 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4657743A (ja) |
| EP (1) | EP0081118B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6057872B2 (ja) |
| AU (1) | AU543772B2 (ja) |
| BE (1) | BE895062A (ja) |
| CA (1) | CA1182017A (ja) |
| DE (2) | DE8232380U1 (ja) |
| IT (1) | IT1191087B (ja) |
Families Citing this family (43)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| EP0264696A3 (de) * | 1986-10-13 | 1989-03-15 | Akzo N.V. | Vorrichtung zum Stoffaustausch |
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| US4980060A (en) * | 1987-07-13 | 1990-12-25 | Asahi Kasei Kogyo Kabushiki Kaisha | Hollow fiber membranes with fusion-bonded end portions |
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| JPH0614965B2 (ja) * | 1989-01-10 | 1994-03-02 | テルモ株式会社 | 人工肺 |
| US5316724A (en) * | 1989-03-31 | 1994-05-31 | Baxter International Inc. | Multiple blood path membrane oxygenator |
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-
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- 1982-11-15 AU AU90476/82A patent/AU543772B2/en not_active Ceased
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- 1982-11-18 DE DE19828232380U patent/DE8232380U1/de not_active Expired
- 1982-11-18 EP EP82110664A patent/EP0081118B1/en not_active Expired
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- 1985-07-08 US US06/753,348 patent/US4657743A/en not_active Expired - Lifetime
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