JP2016067547A - 人工肺 - Google Patents

Abstract

【課題】結露した水によって中空糸膜が部分的に閉塞されることを防止でき、長時間使用してもガス交換性能が低下しない人工肺を提供する。
【解決手段】ハウジングと、ハウジング内に収納され、気体透過性を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜束と、各中空糸膜束の内腔をガス流路として、ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、各中空糸膜束の外側を血液流路として、血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部と、を備える人工肺であって、ガス流入部から流入するガスの流量が人工肺の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０の式より得られるＰ_ｆよりも高い。
【選択図】図１

Description

本発明は、人工肺に関する。

人工肺は大別して気泡型と膜型に分類される。近年では、気泡型人工肺に比して、溶血、蛋白質変性、血液凝固等の血液損傷が少ない膜型人工肺、例えば、多孔質合成樹脂製膜を使用した中空糸膜型人工肺が多用されている。
この中空糸膜型人工肺は、中空糸膜の内側に酸素を供給し、外側に血液を供給して、中空糸膜を介して酸素と二酸化炭素とのガス交換を行うものである。

しかし、この形式の人工肺では、室温が血温より低い場合、中空糸膜内を流れたガスは血液によって加温された状態で中空糸膜端部（隔壁端面）より流出し、端部付近にて外気と接触するため、あるいは、加温されたガスが存在する中空糸膜内に、室温のガスが流入して、中空糸膜内のガスを冷やすため、ガス中の水蒸気が結露するいわゆるウェットラング現象が発生することがある。

図９に模式的に示すように、この結露した水Ｗは中空糸膜２００を部分的に閉塞し、ガス交換性能を低下させる。そのため、臨床現場では、人工肺に送る吹送ガスを一時的に増加させて中空糸膜内の水を飛ばすガスフラッシングが、定期的に行われている。
しかしながら、このようなガスフラッシングを定期的に行うのは手間がかかり、さらに、ガスフラッシングを行うことを忘れた場合に、患者に危害がおよぶおそれもある。

上記のウェットラング現象を防止することを目的として、本件出願人は、特許文献１に記載の人工肺を提案している。
特許文献１には、ガス流出部加温機能およびガス流入部に流入するガスを加温する流入ガス加温機能を有する加温部を有し、加温部は、ガス流出部を被包するとともに、ガス流入部形成部材まで延びるものとなっており、かつ、加温部は、加熱ヒータと、加熱ヒータにより加温されるガス流路と、ガス流路の一端と連通するガス流入ポートを備え、さらに、ガス流路の他端は、ガス流入部形成部材のガス流入口と連通しており、人工肺に流入させるガスの温度を調整することで、ウェットラング現象の発生を防止する人工肺が記載されている。

特開２０１２−１３５４３４号公報

上記特許文献１の人工肺も、ウェットラング現象の抑制には十分な効果を有している。しかしながら、人工肺に流入させるガスを加温する加温部を設ける必要があるため、装置の大型化、複雑化や、コストの増大等の問題があった。
そのため、加温部等の装置を追加することなく、ウェットラング現象により生じた水によって、中空糸膜が部分的に閉塞されて、ガス交換性能が低下することを防止することが求められる。そこで、本発明者らが鋭意検討したところ、人工肺のガス側圧力損失を制御することで、ガス交換性能の低下を防止できることを知見した。

本発明の目的は、このような従来技術の問題点を解決することにあり、結露した水によって中空糸膜が部分的に閉塞されることを防止して、長時間使用してもガス交換性能が低下しない人工肺を提供することにある。

本発明者は、上記課題を達成すべく鋭意研究した結果、気体透過性を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜束と、各中空糸膜束の内腔をガス流路として、ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、各中空糸膜束の外側を血液流路として、血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部と、を備える人工肺において、ガス流入部から流入するガスの流量が人工肺の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０の式より得られるＰ_ｆよりも高いことにより、結露した水によって中空糸膜が部分的に閉塞されることを防止でき、長時間使用してもガス交換性能の低下を防止できることを見出し、本発明を完成させた。
すなわち、本発明は以下の構成の人工肺を提供する。

（１） ハウジングと、
ハウジング内に収納され、気体透過性を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜束と、
各中空糸膜束の内腔をガス流路として、ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、
各中空糸膜束の外側を血液流路として、血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部と、を備える人工肺であって、
ガス流入部から流入するガスの流量が人工肺の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、下記式（１）より得られるＰ_ｆよりも高い人工肺。
Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０ ・・・式（１）
ｄ：中空糸膜の内径、γ：水の表面張力、θ：水と中空糸膜の内壁面との接触角であり１８０°である。
（２） ガス側圧力損失がＰ_ｆの１．１〜３倍である（１）に記載の人工肺。
（３） 中空糸膜の内径ｄと長さＬとの比Ｌ／ｄが６０〜６０００である（１）または（２）に記載の人工肺。
（４） ガスの流れ方向において、中空糸膜束の下流側とガス流出部との間に、ガスの流路抵抗となる抵抗部材を有する（１）〜（３）のいずれかに記載の人工肺。

このような本発明によれば、結露した水によって中空糸膜が部分的に閉塞されることを防止でき、長時間使用してもガス交換性能が低下しない人工肺を提供することができる。

本発明の人工肺の一例を概念的に示す正面図である。 図１に示す人工肺の左側面図である。 図２に示す人工肺のＡ−Ａ線断面図である。 図２に示す人工肺のＢ−Ｂ線断面図である。 図１に示す人工肺のＣ−Ｃ線断面図である。 本発明の構成を説明するための中空糸膜と水滴とを概念的に示す断面図である。 人工肺の性能評価に用いる試験装置を概念的に示す図である。 図８（Ａ）は、実施例および比較例のガス側圧力損失と時間との関係を表すグラフであり、図８（Ｂ）は、実施例および比較例のガス側圧力損失上昇率と時間との関係を表すグラフであり、図８（Ｃ）は、実施例および比較例の酸素分圧差と時間との関係を表すグラフである。 従来の人工肺における中空糸膜の閉塞を説明するための概念図である。

以下、本発明の人工肺について、添付の図面に示される好適実施例を基に、詳細に説明する。
以下に記載する構成要件の説明は、本発明の代表的な実施態様に基づいてなされることがあるが、本発明はそのような実施態様に限定されるものではない。
なお、本明細書において、「〜」を用いて表される数値範囲は、「〜」の前後に記載される数値を下限値および上限値として含む範囲を意味する。

本発明の人工肺は、ガス流入部から流入するガスの流量が人工肺の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、下記式（１）より得られるＰ_ｆよりも高いというものである。
Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０ ・・・式（１）
ここで、ｄは中空糸膜の内径であり、γは水の表面張力であり、θは水と中空糸膜の内壁面との接触角であり、Ｐ_ｆを求める際のθは１８０°である。
本発明は、このように、ガス側圧力損失を式（１）から得られるＰ_ｆよりも高くすることにより、結露した水を吹き飛ばすことができるので、露結した水が中空糸膜内に留まって、中空糸膜が部分的に閉塞されることを防止できる。従って、長時間使用しても人工肺のガス交換性能が低下することを防止できる。
この点については後に詳述する。

ここで、人工肺の最大血流量とは、医療機器の製造販売承認申請により承認された機器としての血液の流量の最大値である。
また、ガス側圧力損失とは、中空糸膜３ａに連通するガス流入部とガス流出部との圧力差である。

図１は、本発明の人工肺の一例を概念的に示す正面図であり、図２は、図１に示す人工肺の左側面図であり、図３は、図２のＡ−Ａ線断面図であり、図４は、図２のＢ−Ｂ線断面図であり、図５は、図１のＣ−Ｃ線断面図である。

図１〜図５に示す人工肺１は、筒状コア５と、筒状コア５の外表面に巻き付けられた多数のガス交換用（ガス交換機能を有する）の中空糸膜３ａが多数集積された筒状（円筒状）中空糸膜束３と、筒状中空糸膜束３を収納するハウジングと、中空糸膜３ａの内部（内腔）を介して互いに連通するガス流入部およびガス流出部と、中空糸膜３ａの外部とハウジング内と連通する血液流入部および血液流出部と、筒状中空糸膜束３に設けられたフィルタ部材６とを備える。そして、筒状中空糸膜束３は、筒状コア５の外周面に広がる中空糸膜層（中空糸膜３ａ）が、多層に重なった、言い換えれば、渦巻き状に重なった、もしくは、筒状コアを芯としてリール状に巻き取られた状態となっており、さらに、中空糸膜層は、筒状コア５の長手方向中央付近に中空糸膜３ａが交差する交差部３ｂを備えるとともに、交差部３ｂは、交差部３ｂの上に他の交差部３ｂが直接重なり合わないようにもしくは交差部３ｂの上に他の交差部３ｂが直接重なることが連続しないように、中空糸膜層の部位により位置が異なっている。
人工肺１は、図に示すように、ハウジング２と、このハウジング２内に収納された人工肺部と、この人工肺部内に収納された筒状熱交換器部を備えており、この人工肺は、熱交換機能内蔵人工肺である。

人工肺１は、筒状コア５と、筒状コア５の外表面に巻き付けられた多数のガス交換用中空糸膜からなる筒状中空糸膜束３と、フィルタ部材６とからなる人工肺部と、筒状コア５内に収納された筒状熱交換器部と、人工肺部および筒状熱交換器部を収納するハウジング２とを備える。
筒状コア５は、筒状コア５の外表面と筒状中空糸膜束３の内面間に血液流路を形成する溝５１と、筒状コア５と筒状熱交換器部間に形成された第１の血液室１１と溝５１とを連通する血液流通用開口５２を有する。

人工肺１は、筒状コア５と筒状熱交換器部間に形成された第１の血液室１１（筒状中空糸膜束３の内周部側）と連通する血液流入ポート（血液流入部）２４と、筒状中空糸膜外面とハウジング２内面間に形成された第２の血液室１２（筒状中空糸膜束３の外周部側）と連通する血液流出ポート（血液流出部）２５を備えている。

また、この血液流入ポート２４には、第１の血液室１１に開口する流入開口部４０が設けられている。これにより、血液流入ポート２４からの血液が第１の血液室１１へ確実に流入する。この第１の血液室１１内の血液は、血液流通用開口５２を経て、筒状中空糸膜束３の内周部１５から筒状中空糸膜束３の内部１６へ入り込むこととなる。また、筒状中空糸膜束３の内部１６へ入り込んだ血液は、筒状中空糸膜束３の外周部１７を介して第２の血液室１２に流入する。

また、血液流出ポート２５には、第２の血液室１２に開口する流出開口部４３が設けられている。これにより、第２の血液室１２内の血液が血液流出ポート２５へ確実に流出する。

人工肺１では、図３ないし図５に示すように、外側から、筒状ハウジング本体２１、第２の血液室１２、中空糸膜束３、溝５１を備える筒状コア５、第１の血液室１１、筒状熱交換体３１、筒状熱交換体変形規制部３４、３５、筒状熱媒体室形成部材３２の順でほぼ同心的に配置もしくは形成されている。
ハウジング２は、図１および図３ないし図５に示すように、血液流出ポート２５を備える筒状ハウジング本体２１、ガス流入ポート（ガス流入部）２６、熱媒体流入ポート２８および熱媒体流出ポート２９を備える第１のヘッダー２２、ガス流出ポート（ガス流出部）２７および筒状コア５に設けられる血液流入ポート２４の挿通口を備える第２のヘッダー２３を備えている。
第１のヘッダー２２の内面には、筒状に突出する熱媒体室形成部材接続部２２ａと、この熱媒体室形成部材接続部２２ａの内部を２分する仕切部２２ｂとが設けられている。また、第２のヘッダー２３の内面には、筒状に突出する熱媒体室形成部材接続部２３ａが設けられている。このため、図４に示すように、後述する筒状熱媒体室形成部材３２は、開口端側が第１のヘッダー２２に保持され、閉塞端側が第２のヘッダー２３に保持されている。

人工肺部について説明する。
人工肺部は、筒状コア５と、この筒状コア５の外面に巻き付けられた多数の中空糸膜からなる筒状中空糸膜束３と、筒状中空糸膜束３の外周部１７に設けられたフィルタ部材６とを備える。

図３ないし図５に示すように、筒状コア５は、筒状体であり一端には、所定幅にて内側に延びるドーナツ板状突出部５５が形成されており、このドーナツ板状突出部５５の平面部の外面に血液流入ポート２４が筒状コア５の中心軸と平行にかつ外方に突出するように形成されている。筒状コア５の外面には、筒状コア５の外表面と筒状中空糸膜束３の内面間に血液流路を形成する多数の溝５１が形成されている。

また、筒状コア５は、この溝５１と筒状コア５と筒状熱交換器部間に形成された第１の血液室１１とを連通する血液流通用開口５２を有している。筒状コア５としては、外径が２０〜１００ｍｍ程度が好適であり、有効長（全長のうち隔壁に埋もれていない部分の長さ）は、１０〜７３０ｍｍ程度が好適である。具体的には、筒状コア５は、その両端部分を除き、平行にかつ連続しない複数の溝５１を有しており、溝５１間は、環状リブ５３となっている。

筒状コア５の溝は、中空糸膜束３のガス交換に寄与する部分（有効長、隔壁に埋もれない部分）のほぼ全域に渡るように形成されている。ここで使用する筒状コア５は、血液流入ポート２４のほぼ延長線上であり、かつ筒状コア５の溝５１形成部分のほぼ全体に延びる平坦面状の溝非形成部５４を備えている。このため、筒状コア５の溝５１およびリブ５３は、始端および終端を有する環状溝５１（円弧状溝５１）ならびに環状リブ５３（円弧状リブ）となっている。筒状コア５として、上記の筒状コア５の溝５１形成部分のほぼ全体に延び平坦面状の溝非形成部５４を備えることにより、筒状コア５の外面に形成される筒状中空糸膜束３の形状安定性が向上する。

しかし、この溝非形成部５４は必ずしも設ける必要はなく、筒状コア５の溝５１およびリブ５３は、無端の完全環状溝５１および無端の完全環状リブ５３となっていてもよい。

筒状コア５は、中空糸膜束３の有効長（隔壁に埋もれていない部分）のほぼ全域に渡る多数の溝５１を備えるため、血液を中空糸膜束３の全体に分散させることができ、中空糸膜全体を有効に利用でき、ガス交換能も高いものとなる。

さらに、筒状コア５の溝５１間に形成される山部（リブ５３）の頂点は平坦面となっていることが好ましい。このように、リブ５３の頂点を平坦面とすることにより、筒状コア５の外面に形成される筒状中空糸膜束３の形状安定性が向上する。

さらに、溝５１は、断面形状がリブ５３の頂点に向かって広がる形状（例えば、断面台形状）となっている。このため、溝５１（血液流路）は、中空糸膜束内面に向かって広がるため中空糸膜束３内への血液流入を良好なものとしている。

また、血液流入ポート２４は、筒状コア５の一方の端部側に設けられており、血液流通用開口５２は、血液流入ポート２４の中心線を延長した領域と向かい合う領域に形成されている。このようにすることにより、筒状コア５と筒状熱交換器部間に形成された第１の血液室１１内における血液流通形態が均等なものとなりやすく、熱交換効率も高いものとなる。具体的には、図５に示すように、筒状コア５は上述した血液流入ポート２４のほぼ延長線上であり、かつ筒状コア５の溝形成部分のほぼ全体に延びる溝非形成部５４を備える。この溝非形成部５４は、溝を形成しないことにより可能となった肉薄部となっており、これにより、筒状コア５内部に血液流入ポート２４のほぼ延長線上に位置する血液誘導部５６が形成されている。血液誘導部５６部分は、他の溝形成部より内径が大きくなっている。このような血液誘導部５６を設けることにより、筒状コアと筒状熱交換器部間に形成された第１の血液室１１の軸方向の全体に血液を確実に流入させることができる。

そして、この溝非形成部５４（血液誘導部５６）と向かい合う領域（位置）に血液流通用開口５２が形成されている。この筒状コア５では、血液流通用開口５２は、複数の環状溝５１の個々と連通する複数の血液流通用開口５２を備えている。つまり、溝非形成部５４（血液誘導部）と向かい合う位置の筒状コア５の溝５１部分を欠損させることにより、開口５２が形成されている。このため、隣り合う開口５２間には、リブ５３が存在している。

図４に示すように、筒状コア５の外面に中空糸膜束３が巻き付けられている。中空糸膜束３を形成する中空糸膜３ａは、図１に示すように、筒状コア５に順次巻き付けられることにより、筒状コア５の外周面に広がる中空糸膜層が、多層に重なった、言い換えれば、渦巻き状に重なった、もしくは、筒状コアを芯としてリール状に巻き取られた状態となっている。

中空糸膜束３は、筒状コア５に中空糸膜を巻き付けた後、両端を隔壁８、９により筒状ハウジング本体２１に固定し、そして、中空糸膜束３の両端が切断される。空糸膜束３が外面に巻き付けられた筒状コア５の両端は、隔壁８、９により、筒状ハウジング本体２１の両端部に液密に固定され、筒状中空糸膜外面と筒状ハウジング本体２１内面間に環状空間（筒状空間）である第２の血液室１２が形成される。

筒状ハウジング本体２１の側面に形成された血液流出ポート２５は、第２の血液室１２と連通する。隔壁８、９は、ポリウレタン、シリコーンゴムなどのポッティング剤で形成される。

また、中空糸膜層は、筒状コア５の長手方向中央付近に中空糸膜３ａが交差する交差部３ｂを備えるとともに、交差部（クロスワインド部）３ｂは、中空糸膜層の部位により位置が異なっている。このように、交差部の位置を変化させることにより、図１に示すように、重なり合う層における交差部が重ならず、交差部の重なりによる血液の短絡を防止できる。交差部は、例えば、ほぼ平行に巻き付けられた２〜６本の中空糸膜が、交互に交差することにより連続して形成されている。

中空糸膜３ａとしては、多孔質ガス交換膜が使用される。多孔質中空糸膜としては、内径ｄが１００〜１０００μｍ、肉厚は５〜２００μｍ、好ましくは１０〜１００μｍ、空孔率は２０〜８０％、好ましくは３０〜６０％、また細孔径は０．０１〜５μｍ、好ましくは０．０１〜１μｍのものが好ましく使用できる。
また、中空糸膜３ａの長さＬは特に限定はないが、３０〜６００ｍのものが好ましく使用できる。
ここで、本発明においては、前述のように、ガス側圧力損失をＰ_ｆよりも高くするために、中空糸膜３ａの長さＬを長くするのが好ましい。具体的には、中空糸膜３ａの内径ｄと長さＬとの比Ｌ／ｄが６０〜６０００であるのが好ましい。

また、中空糸膜３ａの内腔の断面形状は、円形状に限定はされず、四角形状等の多角形状等であってもよい。

また、多孔質膜に使用される材質としては、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリスルホン、ポリアクリロニトリル、ポリテトラフルオロエチレン、セルロースアセテート等の疎水性高分子材料が用いられる。好ましくは、ポリオレフィン系樹脂であり、特に好ましくは、ポリプロピレンであり、延伸法または固液相分離法により壁に微細孔が形成されたものがより好ましい。

中空糸膜束３の外径（全体形状）は、３０〜１６２ｍｍが好適であり、中空糸膜束３の厚さは、３ｍｍ〜２８ｍｍであることが好ましい。

図３および図４に示すように、筒状中空糸膜束３の外周部１７には、フィルタ部材６が設けられている。

このフィルタ部材６は、人工肺１（筒状中空糸膜束３）に流入した血液中の気泡を捕捉する機能を有している。

また、フィルタ部材６は、筒状中空糸膜束３と同様に、全体形状が円筒状をなしている。このような形状のフィルタ部材６は、その内周部（内周面）６１が筒状中空糸膜束３の外周部（外周面）１７に接して設けられている。

また、フィルタ部材６は、筒状中空糸膜束３の外周部１７のほぼ全部を覆うように設けられている。

このようにフィルタ部材６が設けられていることにより、フィルタ部材６（内周部６１）の面積を大きくすることができ、よって、より確実に気泡を捕捉することができる。また、フィルタ部材６の面積が大きいことにより、たとえフィルタ部材６の一部に目詰まり（例えば血液の凝集塊など）が生じたとしても、血液の流れを妨げるのを抑制することができる。

図３に示すように、フィルタ部材６とハウジング２との間には、第２の血液室１２（間隙）が形成されている。これにより、フィルタ部材６がハウジング２の内周面に接するのが防止され、フィルタ部材６の外周部６２から流出した血液が第２の血液室１２内を通過することができ、よって、血液流出ポート２５へ確実に到達（流入）することができる。

また、フィルタ部材６は、親水性を有するのが好ましい。すなわち、フィルタ部材６は、それ自体が親水性を有する材料で構成されているか、または、その表面に親水化処理（例えば、プラズマ処理等）が施されていることが好ましい。これにより、プライミング時の気泡除去が容易になるだけでなく、気泡が混入した血液が通過する際には、気泡の通過がより困難となるため、フィルタ部材６からの気泡の流出を効果的に抑制することができる。

また、フィルタ部材６の構成材料としては、特に限定されず、例えば、メッシュ状をなすもの（スクリーンフィルタ）が好ましい。これにより、気泡をより確実に捕捉することができるとともに、血液が容易に通過することができる。

また、フィルタ部材６の目開きは、特に限定されず、例えば、５０μｍ以下であるのが好ましく、２０〜４５μｍであるのがより好ましい。これにより、気泡をより確実に捕捉することができる。

以上のような構成のフィルタ部材６により、第１の血液室１１から筒状中空糸膜束３へ流入する血液中の気泡を確実に捕捉することができ、よって、この気泡が血液流出ポート２５から流出するのを確実に防止することができる。

また、フィルタ部材６により捕捉された気泡は、中空糸膜３ａ（筒状中空糸膜束３）の外表面に形成されている多数の孔に入り込む（流入する）こととなり、よって、中空糸膜３ａの内腔を経て、ガス流出ポート２７から排出（流出）される。これにより、気泡をプライミングする時間を短縮することができるとともに、筒状中空糸膜束３（人工肺１）内に気泡が滞留するのを防止することができる。

また、フィルタ部材６は、筒状中空糸膜束３の外周部１７のほぼ全部を覆うように設けられているのに限定されず、例えば、筒状中空糸膜束３の外周部１７の一部を覆うように設けられていてもよい。

図３ないし図５に示すように、上述のように形成された人工肺部の筒状コア５内部に、熱交換器部が収納される。

次に、熱交換器部について説明する。
筒状コア５と筒状熱交換器部間に環状の第１の血液室１１が形成され、血液流入ポート２４はこの血液室１１と連通する。図３ないし図５に示すように、筒状熱交換器部は、筒状熱交換体３１と、この熱交換体３１内に収納される筒状熱媒体室形成部材３２と、筒状熱交換体３１と筒状熱媒体室形成部材３２間に挿入される２つの筒状熱交換体変形規制部３４、３５を備えている。

筒状熱交換体３１としては、いわゆるベローズ型熱交換体が使用される。図４に示すように、ベローズ型熱交換体３１（蛇腹管）は、中央側面にほぼ平行に形成された多数の中空環状突起を備える蛇腹形成部と、その両端に形成され、蛇腹形成部の内径とほぼ等しい円筒部とを備えている。熱交換体３１の円筒部の一方は、中空筒状コア５の血液流入ポート２４側端部内面と第２のヘッダー２３間により挟持され、熱交換体３１の円筒部の他方は、中空筒状コア５の一端内に挿入されたリング状熱交換体固定用部材４８とこのリング状熱交換体固定用部材４８と第１のヘッダー２２間に挿入された筒状熱交換体固定用部材４９と第１のヘッダー２２間により挟持されている。

ベローズ型熱交換体３１は、ステンレス、アルミ等の金属もしくはポリエチレン、ポリカーボネート等の樹脂材料によりいわゆる細かな蛇腹状に形成されている。強度、熱交換効率の面からステンレス、アルミ等の金属が好ましい。特に、筒状熱交換体３１の軸方向（中心軸）に対してほぼ直交する凹凸が多数繰り返された波状となっているベローズ管からなっている。

図３ないし図５に示すように、筒状熱媒体室形成部材３２は、一端（第１のヘッダー２２側）が開口した筒状体であり、内部を流入側熱媒体室４１と流出側熱媒体室４２に区分する区画壁３２ａと、流入側熱媒体室４１と連通し軸方向に延びる第１の開口３３ａと、流入側熱媒体室４２と連通し軸方向に延びる第２の開口３３ｂと、向かい合いかつ、第１の開口３３ａおよび第２の開口３３ｂと約９０度ずれた位置の側面に形成され外方に突出する軸方向に延びる突起３６ａ、３６ｂを備えている。突起３６ａは、熱交換体変形規制部３４の内面中央に形成された軸方向に延びる溝内に侵入することにより熱交換体変形規制部３４の移動を規制する。同様に、突起３６ｂは、熱交換体変形規制部３５の内面中央に形成された軸方向に延びる溝内に侵入することにより熱交換体変形規制部３５の移動を規制する。

筒状熱媒体室形成部材３２は、開口端側を第１のヘッダー２２の熱媒体室形成部材接続部２２ａに嵌合させたとき、図４に示すように、筒状熱媒体室形成部材３２の区画壁３２ａの先端部の一方の面（本実施形態では下面）に、筒状接続部２２ａの内部を２分する仕切部２２ｂが密接する。これにより、筒状熱媒体室形成部材３２内の流入側熱媒体室４１は、熱媒体流入ポート２８と連通し、流出側熱媒体室４２は熱媒体流出ポート２９と連通する。

また、２つの熱交換体変形規制部３４、３５は、付き合わされるそれぞれの端部部分に軸方向に延びる切り欠き部を備えており、２つの規制部３４、３５が付き合わされることにより、図５に示すように、媒体流入側通路３７および媒体流出側通路３８が形成されている。また、２つの熱交換体変形規制部３４、３５は、一体に形成してもよい。

この実施形態の人工肺１の熱交換器部における熱媒体の流れを図３ないし図５を用いて説明する。熱媒体流入ポート２８より人工肺内部に流入した熱媒体は、第１のヘッダー２２内部を通り流入側熱媒体室４１内に流入する。そして、筒状熱媒体室形成部材３２の流入室側開口３３ａおよびの熱交換体変形規制部３４、３５の当接部により形成された媒体流入側通路３７を通過して、熱交換体３１と熱交換体変形規制部３４、３５間を流れる。この際に、熱媒体により熱交換体３１は加温もしくは冷却される。

そして、熱媒体は、熱交換体変形規制部３４、３５の当接部により形成された媒体流出側通路３８および筒状熱媒体室形成部材３２の流出室側開口３３ｂを通過することにより、筒状熱媒体室形成部材３２内の流出側熱媒体室４２内に流出する。そして、第１のヘッダー２２内部を通過して熱媒体流出ポート２９より流出する。

なお、筒状ハウジング本体２１、筒状コア５、第１および第２のヘッダー２２、２３などの熱交換体３１を除く部材の形成材料としては、ポリオレフィン（例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン）、エステル系樹脂（例えば、ポリエチレンテレフタレート）、スチレン系樹脂（例えば、ポリスチレン、ＭＳ樹脂、ＭＢＳ樹脂）、ポリカーボネートなどが使用することができる。

また、人工肺１の血液接触面は、抗血栓性表面となっていることが好ましい。抗血栓性表面は、抗血栓性材料を表面に被覆、さらには固定することにより形成できる。抗血栓性材料としては、ヘパリン、ウロキナーゼ、ＨＥＭＡ−Ｓｔ−ＨＥＭＡコポリマー、ポリＨＥＭＡなどが使用することができる。

次に、人工肺１における血液の流れについて説明する。
この人工肺１では、血液流入ポート２４から流入（流通）した血液は、筒状コア５と筒状熱交換器部間である第１の血液室１１の一部を構成する血液誘導部５６内に流入し、筒状コア５と筒状熱交換体間を流れた後、第１の血液誘導部５６と向かい合う位置に形成された開口５２を通り筒状コア５より流出する。

筒状コア５より流出した血液は、中空糸膜束３内面（内周部１５）と筒状コア５間に位置する筒状コア５の外面に形成された複数の溝５１内に流入した後、中空糸膜束３間に流入する。人工肺１では、中空糸膜束３のガス交換に寄与する部分（有効長、隔壁に埋もれない部分）のほぼ全域に渡るように多数の溝５１が形成されているため、血液を中空糸膜束３の全体に分散させることができ、中空糸膜全体を有効に利用でき、ガス交換能も高いものとなる。

そして、血液は、中空糸膜に接触し、ガス交換がなされた後、筒状ハウジング本体２１と中空糸膜外面（中空糸膜束３外面）間により形成された第２の血液室１２に流入する。このとき、血液中の気泡は、前述したように、フィルタ部材６により捕捉され、遂には、中空糸膜３ａの内腔に入り込む。

第２の血液室１２に流入した血液は、血液流出ポート２５より流出（流通）する。また、ガス流入ポート２６より流入した酸素含有ガスは、第１のヘッダー２２内を通り隔壁端面より中空糸膜内に流入し、第２のヘッダー２３内を通過してガス流出ポート２７より流出する。

人工肺１は、このようにして、血液と酸素含有ガスとの間でガス交換を行い、血液中の炭酸ガスを放出し、血液中に酸素ガスを取り込む。
ここで、前述のとおり、本発明の人工肺は、中空糸膜３ａに連通するガス流入部から流入するガスの流量が人工肺１の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、下記式（１）より得られるＰ_ｆよりも高いというものである。
Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０ ・・・式（１）

なお、ガス側圧力損失とは、中空糸膜３ａに連通するガス流入部とガス流出部との圧力差であり、ｄは中空糸膜の内径であり、γは水の表面張力であり、θは水と中空糸膜の内壁面との接触角であり、Ｐ_ｆを求める際のθは１８０°である。

上記のような本発明の構成の作用について、図６を用いて説明する。
図６は、中空糸膜３ａを概念的に示す断面図であり、中空糸膜３ａの内部を結露した水滴Ｗが閉塞した状態を表している。
図６のように中空糸膜３ａの内部を水滴Ｗが閉塞した場合に、この水滴Ｗを吹き飛ばすために必要な力は、この水滴Ｗと中空糸膜３ａの内壁面との接触角θと、水の表面張力γと、中空糸膜３ａの内径ｄから、「π・ｄ・γ・ｃｏｓθ」以上である。

一方、中空糸膜３ａ内を流れるガスの圧力Ｐによる力は、「Ｐ・（π・ｄ²／４）」である。このガスの圧力Ｐは、中空糸膜３ａに連通するガス流入部とガス流出部との圧力差であり、すなわち、ガス側圧力損失である。
ここで、本発明の人工肺は、中空糸膜３ａに連通するガス流入部から流入するガスの流量が人工肺１の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失Ｐが、上記式（１）より得られるＰ_ｆよりも大きい。

前述のとおり、従来の人工肺において、ウェットラング現象によりガス中の水蒸気が結露して、露結した水が中空糸膜を閉塞してガス交換性能を低下させるという問題があった。
そのため、臨床現場では、人工肺に送る吹送ガスを一時的に増加させて中空糸膜内の水を飛ばすガスフラッシングが定期的に行われている。しかしながら、このようなガスフラッシングを定期的に行うのは手間がかかり、ガスフラッシングを行うことを忘れた場合に、患者に危害がおよぶおそれもあるという問題があった。
そこで、ウェットラング現象を防止するために、中空糸膜内に流入するガスを加温する加温部を有する構成も提案されている。しかしながら、加温部等の装置を設けると、装置の大型化、複雑化や、コストの増大等の問題があった。
ところで、従来の人工肺においては、中空糸膜内をガスが流れやすいように、流路抵抗、すなわち、ガスの圧力損失が少なくなるように設計されていた。

これに対して、本発明の人工肺においては、中空糸膜３ａに連通するガス流入部から流入するガスの流量が人工肺１の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失Ｐが、上記式（１）より得られるＰ_ｆよりも大きい。
従って、式（１）から、ガスの圧力Ｐによる力「Ｐ・（π・ｄ²／４）」が、表面張力による力「π・ｄ・γ・ｃｏｓθ」よりも大きくなるため、水滴Ｗをガスの圧力により吹き飛ばすことができるので、結露した水によって中空糸膜が閉塞されることを防止できる。従って、長時間使用してもガス交換性能が低下することを防止することができ、また、定期的にガスフラッシングを行う必要がないので、手間を削減することができる。また、ウェットラング現象を抑制するための、ガスを加温する加温部等を設ける必要がないため、装置の大型化、複雑化、コストの増大等も抑制できる。

なお、人工肺のガスの流量は、静脈側の酸素飽和度等のパラメータに応じて適宜設定されるものであるが、人工肺の通常使用域におけるガスの流量は、最大血流量の５０％〜７０％程度の流量である。従って、最大血流量の６０％のガス流量におけるガス側圧力損失をＰ_ｆよりも大きくすることで、通常使用域において、中空糸膜内で結露した水を吹き飛ばすことができる。

ここで、ガスの流量が人工肺１の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失Ｐを、上記式（１）より得られるＰ_ｆよりも大きくするための具体的な構成としては、例えば、筒状中空糸膜束３全体における中空糸膜３ａの表面積が一定とした場合に、中空糸膜３ａの本数をより少なくして、中空糸膜３ａの長さＬをより長くする構成、中空糸膜３ａの巻き付けの角度をより大きくする構成（筒状中空糸膜束３の軸に対する角度をより大きくする構成）、ガスの流路抵抗となる抵抗部材をガスの流出部側に設ける構成等がある。

前述のとおり、ガス側圧力損失をＰ_ｆよりも高くするために、中空糸膜３ａの長さＬを長くする場合には、中空糸膜３ａの内径ｄと長さＬとの比Ｌ／ｄを３０〜６０００とするのが好ましく、６０〜６０００がより好ましい。
また、中空糸膜３ａの巻き付けの角度は、３０〜８５°とするのが好ましく、４５〜７０°とするのがより好ましい。
また、中空糸膜３ａの本数は、３０００〜８００００とするのが好ましく、５０００〜５００００とするのがより好ましい。

また、ガスの流路抵抗となる抵抗部材を設ける場合には、筒状中空糸膜束３のガス流出側とガス流出ポートとの間に、抵抗部材を設ければよい。また、抵抗部材の形状、大きさ等には特に限定はなく、ガス側圧力損失ＰをＰ_ｆよりも大きくできる形状、大きさを適宜設計すればよい。

また、ガス側圧力損失Ｐは、Ｐ_ｆの１．１〜３倍の範囲とするのが好ましい。これにより、より確実に中空糸膜内で結露した水を吹き飛ばすことができ、長時間使用した場合でもガス交換性能が低下することを防止できる。

以上、本発明の人工肺について詳細に説明したが、本発明は、上記実施形態に限定はされず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変更を行なってもよいのは、もちろんである。

例えば、上記実施形態においては、人工肺１は、筒状熱交換器部と、フィルタ部材６とを有する構成としたが、これに限定はされず、筒状熱交換器部および／またはフィルタ部材６を有さない構成であってもよい。

以下、本発明の具体的実施例を挙げ、本発明を、より詳細に説明する。

［実施例１］
実施例１として、図１に示す人工肺を作製し、図７に示す試験装置に接続して性能評価を行った。

＜人工肺＞
人工肺１として、市販の人工肺（テルモ株式会社製 キャピオックスＦＸ２５）の筒状中空糸膜束を以下に示す筒状中空糸膜束３に変更した人工肺を作製した。この人工肺の最大血流量は、７Ｌ／ｍｉｎである。

筒状中空糸膜束３は、外径は１０５ｍｍとし、厚さは１０ｍｍとし、形成する中空糸膜３の本数は８６００本とした。
また、中空糸膜３の内径ｄは２００μｍ、肉厚は５０μｍ、長さＬは４００ｍｍとした。
すなわち、Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０の式（１）から求められるＰ_ｆは、１５０（ｍｍＨ₂Ｏ）である。

作製した人工肺１を、図７に示すような試験装置に接続して、ガス側圧力損失の時間変化およびガス側圧力損失の上昇率を測定した。

図７に示す試験装置１００は、評価サンプルである人工肺１と、人工肺１の血液流入ポート２４に接続されるポンプ１０４と、ポンプ１０４に接続されるリザーバ１０２と、人工肺１の血液流出ポート２５に接続され、リザーバ１０２に接続されるコントロール人工肺１１０と、コントロール人工肺１１０に接続される熱交換器１０８と、人工肺１のガス流入ポート２６から窒素ガスを流入させるガス吹送器（図示せず）と、コントロール人工肺１１０のガス流入ポートから酸素ガスを流入させるガス吹送器（図示せず）とを有するものである。

リザーバ１０２は、ソフトバックタイプのリザーバ（テルモ株式会社製）である。
ポンプ１０４は、ローラポンプ（サーンズ社製８０００ポンプ）である。
コントロール人工肺１１０は、市販の人工肺（テルモ株式会社製 キャピオックスＦＸ２５）で、熱交換器１０８を内蔵している。

この試験装置１００は、血液に代えて水を作動流体として循環させるものであり、リザーバ１０２、ポンプ１０４、人工肺１およびコントロール人工肺１１０をこの順に循環する。水の循環回路はいずれにおいても大気に開放されていない閉鎖回路となっている。水はポンプ１０４によって回路内を循環されて、コントロール人工肺１１０に接続される熱交換器１０８によって温度制御される。

このような試験装置１００において、コントロール人工肺１１０に酸素ガスを吹送することで、循環する水の酸素分圧が上昇し、評価サンプルである人工肺１には、酸素分圧６００〜６５０ｍｍＨｇ程度の高酸素分圧の水が流入される。
一方、人工肺１にはガス流入ポートから窒素ガスを吹送することで、人工肺１内でガス交換が行われる。そのため、人工肺１の出口では、入口側と比較して水の酸素分圧が低下する。従って、人工肺１の入口側および出口側の水の酸素分圧を測定することで、人工肺１のガス交換性能を評価する。
酸素分圧の測定は、ラジオメーター株式会社製 ＡＢＬ８００を用いて行った。測定位置は、人工肺１にガスが流入する直前の圧力と、人工肺１から流出した直後の圧力をそれぞれ測定した。なお、本実施例では、人工肺１の流出側は大気圧としたので、人工肺１にガスが流入する直前の圧力の測定値をガス側圧力損失とした。

人工肺１のガス流入ポート２６から流入させるガスとしては、窒素１００％のガスを用い、ガス流量は６Ｌ／ｍｉｎとした。すなわち、ガス流量は人工肺１の最大血流量の８５％の流量である。
コントロール人工肺に流入させるガスとしては、酸素１００％のガスを用い、ガス流量は６Ｌ／ｍｉｎとした。
ポンプ１０４による循環する水の流量は６Ｌ／ｍｉｎとして、試験装置１００を稼働して、稼働中の人工肺１のガス流入部およびガス流出部における圧力を測定してガス側圧力損失および酸素分圧を測定した。

図８（Ａ）に、稼働時間とガス側圧力損失との関係を表すグラフを示す。また、図８（Ｂ）に、ガス側圧力損失の初期値に対するガス側圧力損失の上昇率（％）と稼働時間との関係を示す。
図８（Ｂ）に示すガス側圧力損失上昇率が大きいほど、稼働中に、水蒸気が結露して、徐々に、中空糸膜３内を閉塞していることを表している。

また、図８（Ｃ）に、人工肺１の入口側と出口側での酸素分圧の差とガス側圧力損失との関係を表すグラフを示す。
図８（Ｃ）に示す人工肺１の入口側と出口側での酸素分圧の差が大きいほど、人工肺１のガス交換性能が高いことを表している。

［比較例１］
比較例１として、以下の筒状中空糸膜を用いた以外は実施例１と同様にして、ガス側圧力損失およびガス側圧力損失上昇率を求めた。
比較例１の人工肺の筒状中空糸膜束は、外径は１０５ｍｍ、厚さは１０ｍｍであり、中空糸膜の本数は１４０００本である。
また、中空糸膜の内径ｄは２００μｍ、肉厚は５０μｍ、長さＬは２４０ｍｍである。
すなわち、比較例１のＰ_ｆは実施例１と同じ、１５０（ｍｍＨ₂Ｏ）であり、長さＬおよび本数が異なる。
ガス側圧力損失の測定結果を図８（Ａ）に、ガス側圧力損失上昇率を図８（Ｂ）に、酸素分圧の差を図８（Ｃ）に示す。

［比較例２］
比較例２として、以下の筒状中空糸膜を用いた以外は実施例１と同様にして、ガス側圧力損失およびガス側圧力損失上昇率を求めた。
なお、比較例２の人工肺の筒状中空糸膜束は、外径は９０ｍｍ、厚さは２５ｍｍであり、中空糸膜の本数は２１０００本である。
また、中空糸膜の内径ｄは２００μｍ、肉厚は５０μｍ、長さＬは１１０ｍｍである。
すなわち、比較例２のＰ_ｆは実施例１と同じ、１５０（ｍｍＨ₂Ｏ）であり、長さＬおよび本数等が異なる。
ガス側圧力損失の測定結果を図８（Ａ）に、ガス側圧力損失上昇率を図８（Ｂ）に、酸素分圧の差を図８（Ｃ）に示す。

図８（Ａ）に示されるように、実施例１の人工肺のガス側圧力損失の初期値は、式（１）から求められるＰ_ｆよりも大きい。また、図８（Ｂ）に示すように、ガス側圧力損失がほとんど変化していない。これは、結露した水蒸気を吹き飛ばし、稼働から時間が経過しても、中空糸膜３内が水によって閉塞されることがないため、ガス側圧力損失が上昇しないためである。従って、図８（Ｃ）に示すように、稼働から時間が経過しても、人工肺１の入口側と出口側での酸素分圧の差が低下しておらず、高いガス交換性能を有していることがわかる。

一方、図８（Ａ）に示されるように、比較例１および比較例２の人工肺のガス側圧力損失の初期値は、式（１）から求められるＰ_ｆよりも小さい。このように人工肺のガス側圧力損失小さいと、稼働からの時間経過に伴って、結露した水蒸気によって、中空糸膜内が閉塞されてしまうため、図８（Ｂ）に示すように、時間経過と共に、ガス側圧力損失が上昇するのがわかる。そのため、図８（Ｃ）に示すように、時間経過と共に、人工肺の入口側と出口側での酸素分圧の差が低下しており、ガス交換性能が低下することがわかる。
以上の結果より、本発明の効果は明らかである。

１ 人工肺
２ ハウジング
３ 筒状中空糸膜束
３ａ 中空糸膜
３ｂ 交差部
５ 筒状コア
６ フィルタ部材
８、９ 隔壁
１１ 第１の血液室
１２ 第２の血液室
１５ 内周部
１６ 内部
１７ 外周部
１８ 外層
１９ 内層
２１ 筒状ハウジング本体
２２ 第１のヘッダー
２２ａ 熱媒体室形成部材接続部
２２ｂ 仕切部
２３ 第２のヘッダー
２４ 血液流入ポート
２５ 血液流出ポート
２６ ガス流入ポート
２７ ガス流出ポート
２８ 熱媒体流入ポート
２９ 熱媒体流出ポート
３１ 筒状熱交換体
３２ 筒状熱媒体室形成部材
３２ａ 区画壁
３３ａ 第１の開口
３３ｂ 第２の開口
３４ 筒状熱交換体変形規制部
３５ 筒状熱交換体変形規制部
３６ａ、３６ｂ 突起
３７ 媒体流入側通路
３８ 媒体流出側通路
４０ 流入開口部
４１ 流入側熱媒体室
４２ 流出側熱媒体室
４３ 流出開口部
４８ リング状熱交換体固定用部材
４９ 筒状熱交換体固定部材
５１ 溝
５２ 血液流通用開口
５３ 環状リブ
５４ 溝非形成部
５５ ドーナツ板状突出部
５６ 血液誘導部
６１ 内周部
６２ 外周部
１００ 試験装置
１０２ リザーバ
１０４ ポンプ
１０８ 熱交換器
１１０ コントロール人工肺

Claims (4)

1. ハウジングと、
   前記ハウジング内に収納され、気体透過性を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜束と、
   前記各中空糸膜束の内腔をガス流路として、当該ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、
   前記各中空糸膜束の外側を血液流路として、当該血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部と、を備える人工肺であって、
   前記ガス流入部から流入するガスの流量が前記人工肺の最大血流量の６０％の流量である場合におけるガス側圧力損失が、下記式（１）より得られるＰ_ｆよりも高いことを特徴とする人工肺。
   Ｐ_ｆ・（π・ｄ²／４）＋π・ｄ・γ・ｃｏｓθ＝０ ・・・式（１）
   ｄ：中空糸膜の内径
   γ：水の表面張力
   θ：水と中空糸膜の内壁面との接触角であり１８０°である。
2. 前記ガス側圧力損失が前記Ｐ_ｆの１．１〜３倍である請求項１に記載の人工肺。
3. 前記中空糸膜の内径ｄと長さＬとの比Ｌ／ｄが６０〜６０００である請求項１または２に記載の人工肺。
4. ガスの流れ方向において、中空糸膜束の下流側とガス流出部との間に、ガスの流路抵抗となる抵抗部材を有する請求項１〜３のいずれか１項に記載の人工肺。
   

Images