JP2513243B2 - Blood pump - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は，心臓外科領域で用いられるダイアフラム型
の血液ポンプに関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to a diaphragm-type blood pump used in the field of cardiac surgery.
（従来の技術） 近年，心臓外科領域では，手術時等に血液の循環を補
助する補助循環法が採用されており，重症の心臓疾患患
者に対して，例えば，大動脈内バルーンパンピング法や
静−動脈バイパス法等を適用することにより，このよう
な患者を救命し得ることができる。しかし，急性心筋梗
塞や，開心手術において重篤となった心不全患者に対し
ては，上述の大動脈内バルーンパンピング法では，補助
循環能力に限界かあるため効果が得られず，また静−動
脈バイパス法では，多量の抗凝血剤を使用しなければな
らず，出血傾向が認められたり，他の臓器に不全を来す
等の問題点がある。(Prior Art) In recent years, in the field of cardiac surgery, an assisted circulation method for assisting blood circulation at the time of surgery has been adopted, and for patients with severe heart disease, for example, intra-aortic balloon pumping method or static-assisted method. By applying the arterial bypass method or the like, it is possible to save such a patient. However, for patients with acute myocardial infarction or heart failure who became serious in open-heart surgery, the above-mentioned intra-aortic balloon pumping method has no effect because of limited assist circulation, and static-arterial bypass. According to the method, a large amount of anticoagulant must be used, and there are problems that a bleeding tendency is recognized and other organs fail.
このような欠点を有する大動脈バルーンパンピング法
や静−動脈バイパス法等に替わり，補助人工心臓を使用
する方法が，近時，採用されている。該補助用人工心臓
用の血液ポンプは，急性心筋梗塞や開心手術後の心原性
ショックにより重篤な心不全状態となった患者の心臓機
能の一部あるいは全てを代行し得る能力を有する。In recent years, a method using an auxiliary artificial heart has been adopted in place of the aortic balloon pumping method and the static-arterial bypass method, which have such drawbacks. The blood pump for the assisting artificial heart has a capability of substituting a part or all of the cardiac function of a patient who has a serious heart failure condition due to a cardiogenic shock after acute myocardial infarction or open heart surgery.
従来の補助人工心臓用血液ポンプは，楕円球状に血液
ポンプ本体内を，血液室と空気室との２室に分割する均
一な膜厚のダイアフラムを有しており，血液室には体内
の血液を血液室に流入させる血液流入管，および血液室
の血液を体内へ循環させる血液流出管が配設されてい
る。血液流入管とハウジングの血液室との間には，血液
室内の血液が血液流入管へ逆流することを防止する逆止
弁が介装されており，また血液流出管と血液室との間に
は，血液流出管内の血液がハウジングの血液室内へ逆流
することを防止する逆止弁が介装されている。A conventional blood pump for assisted artificial heart has a diaphragm with a uniform film thickness that divides the blood pump main body into an elliptical spherical chamber into two chambers, a blood chamber and an air chamber. There is provided a blood inflow pipe for flowing the blood into the blood chamber and a blood outflow pipe for circulating the blood in the blood chamber into the body. A check valve is installed between the blood inflow pipe and the blood chamber of the housing to prevent the blood in the blood chamber from flowing back to the blood inflow pipe, and between the blood outflow pipe and the blood chamber. Is equipped with a check valve that prevents the blood in the blood outflow pipe from flowing back into the blood chamber of the housing.
このような，従来の血液ポンプは，まず，空気室内の
空気を排出してダイアフラムを空気室内へ吸引すること
により，血液室を拡張し，体内から血液流入管を介して
血液室内へ血液を導入する。次いで，空気室内へ空気を
供給してダイアフラムを血液室内へ押込むことにより血
液室を収縮して血液室内の血液を血液流出管へ導出させ
る。このように，空気室内への空気の送給および該空気
室内からの空気の排出を繰り返すことにより，ダイアフ
ラムを拍動させて血液を循環させる。Such a conventional blood pump first expands the blood chamber by discharging the air in the air chamber and sucking the diaphragm into the air chamber, and introduces blood from the body into the blood chamber through the blood inflow pipe. To do. Next, air is supplied into the air chamber and the diaphragm is pushed into the blood chamber to contract the blood chamber and draw the blood in the blood chamber to the blood outflow tube. In this way, by repeatedly supplying air into the air chamber and discharging air from the air chamber, the diaphragm is beaten to circulate blood.
（発明が解決しようとする問題点） 従来の血液ポンプでは，拍動するダイアフラムは，膜
厚が均一となっている。このため血液室内に血流を導入
するべく，血液室を拡張する際に，周縁部と等しい厚さ
のダイアフラムの中心部を空気室側へ吸入するために，
ダイアフラムに大きな陰圧をかけなければならない。陰
圧を大きくすれば，血液室内に急激に血液が流入するお
それがあり，従って体内からの導出血流速度が大きくな
って溶血を起こすおそれがある。ダイアフラムの膜厚が
均一であれば，ダイアフラムを拍動させると，ダイアフ
ラムに加わる応力が部分的に集中し，ダイアフラムは波
打った状態で拍動する。その結果，ダイアフラムの応力
が集中する部分は耐久性が低下し，その部分ら破損する
おそれがある。また，ダイアフラムが波打てば，血液室
内に血液の一部が澱むおそれもある。血液室内にて血液
が澱めば，抗血栓性が損なわれ，血栓が生じ易くなる。(Problems to be Solved by the Invention) In the conventional blood pump, the pulsating diaphragm has a uniform film thickness. For this reason, in order to introduce blood flow into the blood chamber, when the blood chamber is expanded, the central portion of the diaphragm having the same thickness as the peripheral portion is sucked into the air chamber side.
Large negative pressure must be applied to the diaphragm. If the negative pressure is increased, blood may rapidly flow into the blood chamber, and thus the blood flow velocity discharged from the body may be increased to cause hemolysis. If the diaphragm has a uniform thickness, when the diaphragm is beaten, the stress applied to the diaphragm is partially concentrated and the diaphragm beats in a wavy state. As a result, the portion of the diaphragm where stress is concentrated has reduced durability and may be damaged. Further, if the diaphragm is wavy, part of the blood may settle in the blood chamber. When the blood settles in the blood chamber, the antithrombotic property is impaired and thrombus is likely to occur.
本発明は，上記従来の問題を解決するものであり，そ
の目的は，耐久性に優れており，しかも，比較的小さい
駆動力にてダイアフラムを拍動し得，その結果，拍動時
にダイアフラムが波打つおそれがなく，従って，抗血栓
性を損なわず，また溶血等を生じさせるおそれのない血
液ポンプを提供することにある。The present invention is to solve the above-mentioned conventional problems, and its purpose is to have excellent durability, and moreover, the diaphragm can be pulsated with a relatively small driving force, and as a result, the diaphragm can be pulsated during pulsation. (EN) It is an object of the present invention to provide a blood pump which has no risk of waviness and therefore does not impair the antithrombotic property and does not cause hemolysis.
（問題点を解決するための手段） 本発明は，血液ポンプ本体内の血液室と空気室とに二
分するべくハウジング内周面にダイアフラムの周縁が取
付けられており，該ダイアフラムを拍動させて，血液を
血液室内へ一旦流入させた後に該血液室内から流出させ
ることにより，血液を循環する血液ポンプにおいて，前
記ダイアフラムを，周縁部が厚く，中心部になるにつれ
て順次薄くなるように構成したことを特徴としており，
そのことにより上記目的が達成される。(Means for Solving Problems) In the present invention, a peripheral edge of a diaphragm is attached to an inner peripheral surface of a housing so as to divide into a blood chamber and an air chamber in a blood pump body, and the diaphragm is pulsated. In a blood pump that circulates blood by allowing blood to flow into the blood chamber and then to flow out of the blood chamber, the diaphragm has a thicker peripheral portion and is gradually thinned toward the central portion. Is characterized by
Thereby, the above object is achieved.
（実施例） 以下に本発明を図面を用いて説明する。(Example) Hereinafter, the present invention will be described with reference to the drawings.
本発明の血液ポンプは，第１図および第２図に示すよ
うに，楕円球状のハウジング10と，血液ポンプ本体内を
二分する半球状のダイアフラム20とを有する。As shown in FIGS. 1 and 2, the blood pump of the present invention has an elliptic spherical housing 10 and a hemispherical diaphragm 20 that divides the interior of the blood pump body into two parts.
ハウジング10は，血液流入管部11a（第１図にのみ表
されている）および血液流出管部11b（第２図にのみ表
されている）が突設されて，血液室14の外郭を構成する
半球状の本体部11と，該本体部11の周縁部とは気密に接
合されて，空気室15の外郭を構成するバックプレート部
12とを有する。ハウジング10の本体部11は，少なくとも
その内周面を抗血栓性高分子素材にて成形される。従っ
て，該本体部11は，例えば，該抗血栓性高分子素材にて
全体が形成され，あるいはプラスチックにて成形された
後に，抗血栓性高分子素材にて内周面が被覆される。The housing 10 is provided with a blood inflow pipe portion 11a (only shown in FIG. 1) and a blood outflow pipe portion 11b (only shown in FIG. 2) so as to form an outer shell of the blood chamber 14. A hemispherical main body portion 11 and a peripheral portion of the main body portion 11 are airtightly joined to each other to form an outer shell of the air chamber 15.
With 12. At least the inner peripheral surface of the main body 11 of the housing 10 is formed of an antithrombogenic polymer material. Therefore, the main body 11 is entirely formed of, for example, the antithrombogenic polymer material, or is molded of plastic and then the inner peripheral surface is coated with the antithrombotic polymer material.
ハウジング10における本体部11の周縁部内周面には，
抗血栓性高分子素材にて半球状に成形されたダイアフラ
ム20の外周縁が気密に取付けられており，該本体部11の
内周面における抗血栓性高分子素材と一体となってい
る。該ダイアフラム20は，ハウジング10を血液室14と空
気室15とに二分する。On the inner peripheral surface of the peripheral portion of the main body 11 in the housing 10,
The outer peripheral edge of the diaphragm 20 formed into a hemispherical shape with the antithrombogenic polymer material is airtightly attached, and is integrated with the antithrombotic polymer material on the inner peripheral surface of the main body 11. The diaphragm 20 divides the housing 10 into a blood chamber 14 and an air chamber 15.
ハウジング10における本体部11に突設された血液流入
管部11aには，第１図に示すように，血液流入管31が連
結されている。該血液流入管部11aには，血液流入管31
からハウジング10の血液室14内へ血液が流入する場合に
のみ開放され，血液室14から血液流入管31内へ血液が流
出することを防止する逆止弁11cが配設されている。As shown in FIG. 1, a blood inflow pipe 31 is connected to a blood inflow pipe portion 11a protruding from the main body 11 of the housing 10. In the blood inflow pipe portion 11a, the blood inflow pipe 31
A check valve 11c is provided which is opened only when the blood flows into the blood chamber 14 of the housing 10 and prevents blood from flowing out of the blood chamber 14 into the blood inflow pipe 31.
また血液流出管部11bには，第２図に示すように，血
液流出管32が連結されている。そして，該血液流出管部
11bにはハウジング10内の血液室14内の血液が該血液流
出管32へ流出する場合にのみ開放され該血液流出管32か
ら血液室14内へ血液が流入することを防止する逆止弁11
dが配設されている。A blood outflow pipe 32 is connected to the blood outflow pipe portion 11b as shown in FIG. And the blood outflow tube portion
The check valve 11b is opened at 11b only when the blood in the blood chamber 14 in the housing 10 flows out to the blood outflow pipe 32, and prevents the blood from flowing into the blood chamber 14 from the blood outflow pipe 32.
d is provided.
バックプレート部12は，例えば合成樹脂にて成形され
ており，エアーコネクタ16が装着され得る形状とされて
いる。該バックプレート部12に装着されるエアーコネク
タ16にはエアーポンプ等に連結される空気管が連結され
て，該エアーコネクタ16を介して空気室15へ空気が送給
され，かつ該空気室15から空気が排出される。これによ
りハウジング10内のダイアフラム20は血液室14内を収縮
および拡張すべく拍動する。The back plate portion 12 is formed of synthetic resin, for example, and has a shape into which the air connector 16 can be mounted. An air pipe connected to an air pump or the like is connected to the air connector 16 mounted on the back plate portion 12, air is supplied to the air chamber 15 through the air connector 16, and the air chamber 15 is also connected. Air is exhausted from. This causes the diaphragm 20 within the housing 10 to pulsate to contract and expand within the blood chamber 14.
ダイアフラム２の膜厚は，周縁部が厚くなっており，
中心部になるにつれて，順次薄くなっている。該ダイア
フラム20の膜厚は，例えば，次のように構成されてい
る。第３図に示すように，ダイアフラム20の半径をＲと
し，該ダイアフラム20を，同心円状に，中心部Ｃと，周
縁部Ａと，両者の中間領域である中心部Ｂとの三つの領
域に分割する。このとき，中心部Ｃを，ダイアフラム20
に対して，半径R/4の中心円内の領域とし，中心部Ｂ
を，中心部Ｃの外側であって，ダイアフラム20に対して
半径R/2の同心円内の領域とし，さらに周縁部Ａを，中
心部Ｂの外側の領域とする。ダイアフラム20は，このよ
うな三つの領域に対して，周縁部Ａの膜厚TAを0.2〜2.0
mmの範囲内とされ，中間部Ｂの膜厚TBを周縁部Ａの膜厚
TAの70〜95％の範囲内とされ，さらに，中心部Ｃの膜厚
TCを周縁部Ａの膜厚TAの50〜90％の範囲内とされて，全
体として，外周縁から中心に向かって滑らかな膜厚傾斜
となるようにされている。The thickness of the diaphragm 2 is thicker at the periphery,
The thickness gradually decreases toward the center. The film thickness of the diaphragm 20 is configured as follows, for example. As shown in FIG. 3, the radius of the diaphragm 20 is R, and the diaphragm 20 is concentrically divided into three regions, a central portion C, a peripheral edge portion A, and a central portion B which is an intermediate region between the two. To divide. At this time, the central portion C is replaced by the diaphragm 20
, The area inside the central circle with radius R / 4, and the central part B
Is an area outside the central portion C and within a concentric circle having a radius R / 2 with respect to the diaphragm 20, and the peripheral edge portion A is an area outside the central portion B. The diaphragm 20 has a film thickness T A of the peripheral portion A of 0.2 to 2.0 with respect to such three regions.
is in the range of mm, film thickness film thickness T B of the middle portion B of the peripheral portion A
It is within the range of 70 to 95% of T A , and the film thickness of the central portion C
T C is set within a range of 50 to 90% of the film thickness T A of the peripheral edge portion A, so that the film thickness as a whole has a smooth film thickness gradient from the outer peripheral edge toward the center.
このような構成の血液ポンプにおけるハウジング10の
本体部11の内周面，およびダイアフラム20は，抗血栓性
の高分子素材を用いて，射出成形法，スラッシュモール
ド法，遠心キャスト法等により成形される。ダイアフラ
ム20およびハウジング10における本体部11の内周面を抗
血栓性高分子素材を用いて遠心キャスト法により成形し
て，本発明の血液ポンプを製造する場合について以下に
説明する。The inner peripheral surface of the main body 11 of the housing 10 and the diaphragm 20 in the blood pump having such a structure are molded by an injection molding method, a slush molding method, a centrifugal casting method, or the like, using an antithrombogenic polymer material. It The case of manufacturing the blood pump of the present invention by molding the inner peripheral surface of the main body 11 of the diaphragm 20 and the housing 10 using an antithrombogenic polymer material by a centrifugal casting method will be described below.
まず，所定の膜厚傾斜を有するダイアフラムを遠心キ
ャフト法により成形する。この成形は，ダイアフラム金
型内に，抗血栓性の高分子素材であるポリエーテルウレ
タンウレア（例えば東洋紡績株式会社製,TMシリーズ）
の10〜20％溶液を２〜15g,好ましくは７〜10g充填し，
該金型を加熱しつつ，回転させることにより遠心力を付
与して，前記溶液を金型内周面全域に密着させる。この
溶液を十分に乾燥させた後に，該金型内周面に，該溶液
よりも２〜５％濃度の低い溶液を５〜20g,好ましくは10
〜20gを充填する。そして，該金型を，加熱しつつ，回
転させて遠心力を付与し，該溶液を金型内周面全域に密
着させる。そして該溶液を乾燥させる。このように，溶
液濃度，および遠心力を付与する際の金型回転数を変更
することにより，所定の膜厚傾斜を有するダイアフラム
20が成形される。First, a diaphragm having a predetermined film thickness gradient is formed by the centrifugal caft method. This molding is performed by using a polyether urethane urea, which is a polymer material with antithrombogenicity (for example, TM series manufactured by Toyobo Co., Ltd.) in the diaphragm mold.
2 to 15 g, preferably 7 to 10 g of a 10 to 20% solution of
By rotating the mold while heating it, a centrifugal force is applied to bring the solution into close contact with the entire inner peripheral surface of the mold. After sufficiently drying this solution, 5 to 20 g of a solution having a concentration lower than that of the solution by 2 to 5%, preferably 10
Fill ~ 20g. Then, while heating the mold, a centrifugal force is applied to the mold to bring the solution into close contact with the entire inner peripheral surface of the mold. Then, the solution is dried. In this way, the diaphragm having a predetermined film thickness gradient can be obtained by changing the solution concentration and the rotation speed of the mold when applying the centrifugal force.
20 is molded.
このようにして，所定の膜厚傾斜を有するダイアフラ
ム20が得られるが，該ダイアフラムをハウジング10の本
体部11内周面に一体的に取付けるために，該ダイアフラ
ムを有する金型を，合成樹脂あるいは抗血栓性高分子素
材にて所定の形状に成形されたハウジング10の本体部11
に被せ，該本体部11内周面に，ダイアフラム20と同系列
の抗血栓性高分子素材（例えば東洋紡績株式会社製TMシ
リーズ）の３〜10％溶液を流し込み,1〜20分間脱泡した
後に，不要な溶液を除去し，該内周面に付着した溶液を
乾燥させる。このような工程を３〜８回，好ましくは４
〜６回繰り返すことにより，内周面が抗血栓性高分子素
材にて覆われ，かつ該内周面とは一体となった所定の膜
厚傾斜の抗血栓性高分子素材でなるダイアフラム20を有
するハウジング10の本体部11が得られる。そして，該本
体部11を，合成樹脂にて所定形状に成形されたバックプ
レート部12と気密に接合することにより，本発明の血液
ポンプが得られる。In this way, the diaphragm 20 having a predetermined film thickness inclination is obtained. In order to integrally attach the diaphragm to the inner peripheral surface of the main body 11 of the housing 10, the mold having the diaphragm is made of synthetic resin or Main body 11 of housing 10 molded in a predetermined shape from an antithrombogenic polymer material
Then, a 3 to 10% solution of an antithrombogenic polymer material of the same series as the diaphragm 20 (for example, TM series manufactured by Toyobo Co., Ltd.) was poured onto the inner peripheral surface of the main body 11 and defoamed for 1 to 20 minutes. After that, unnecessary solution is removed, and the solution attached to the inner peripheral surface is dried. Such a step is performed 3 to 8 times, preferably 4 times.
By repeating ~ 6 times, the inner peripheral surface is covered with the antithrombogenic polymer material, and the diaphragm 20 made of the antithrombotic polymeric material having a predetermined film thickness gradient is formed integrally with the inner peripheral surface. The main body 11 of the housing 10 having the same is obtained. Then, the main body portion 11 is airtightly joined to the back plate portion 12 formed of a synthetic resin in a predetermined shape to obtain the blood pump of the present invention.
本発明の血液ポンプにおいて，ダイアフラム20および
ハウジング10における本体部11内周面を構成する抗血栓
性の高分子素材としては，ポリエーテルウレタンウレ
ア，ポリエーテルウレタン，ポリエステルウレタンウレ
ア，ポリエステルウレタン，ポリエーテルウレタンウレ
ア−ポリジメチルシロキサン共重合体，ポリエーテルウ
レタン−ポリジメチルシロキサン共重合体，ポリエステ
ルウレタン−ポリジメチルシロキサン共重合体等の抗血
栓性を有する素材が好適に用いられる。また，今後開発
させるであろう抗血栓性高分子素材も使用し得る。本発
明の血液ポンプは第１図および第２図に図示されている
ものに限定されない。In the blood pump of the present invention, as the antithrombogenic polymer material constituting the inner peripheral surface of the main body 11 of the diaphragm 20 and the housing 10, polyether urethane urea, polyether urethane, polyester urethane urea, polyester urethane, polyether are used. Materials having antithrombogenic properties such as urethane urea-polydimethylsiloxane copolymer, polyether urethane-polydimethylsiloxane copolymer, polyester urethane-polydimethylsiloxane copolymer are preferably used. In addition, antithrombogenic polymer materials that will be developed in the future can also be used. The blood pump of the present invention is not limited to that shown in FIGS. 1 and 2.
（作用） 本発明の血液ポンプにおけるダイアフラム20の拍動挙
動を第４図に示す。該ダイアフラム20は，周縁部Ａが厚
く，中心部Ｃが薄くなっているため，中心部Ｃの応力が
小さく，常圧化では，第４図（イ）に示すように，ダイ
アフラム20が空気室15内へ吸引されて血液室14が若干拡
張した状態になる。このような状態から，空気室15内に
空気を送給して，ダイアフラム20に陽圧を加えると，ダ
イアフラム20は，第４図（ロ）に示すように，応力の小
さい中心部Ｃから血液室14内へ押込まれて血液室14が収
縮し，次いで中間部Ｂが第４図（ロ）に示すように血液
室14内へ押込まれて血液室14がさらに収縮し，最後に第
４図（ハ）に示すように，周縁部Ａが血液室14内へ押込
まれて血液室14内は最大収縮状態となる。(Operation) FIG. 4 shows the pulsating behavior of the diaphragm 20 in the blood pump of the present invention. Since the peripheral portion A of the diaphragm 20 is thick and the central portion C is thin, the stress in the central portion C is small, and under normal pressure, as shown in FIG. The blood chamber 14 is sucked into the blood chamber 15 and slightly expanded. From this state, when air is fed into the air chamber 15 and a positive pressure is applied to the diaphragm 20, the diaphragm 20 moves from the central portion C where the stress is small to the blood, as shown in FIG. The blood chamber 14 is pushed into the chamber 14 and the blood chamber 14 contracts. Then, the intermediate portion B is pushed into the blood chamber 14 as shown in FIG. 4 (b) to further contract the blood chamber 14, and finally FIG. As shown in (c), the peripheral portion A is pushed into the blood chamber 14 and the blood chamber 14 is in the maximum contracted state.
他方，血液室14が第４図（ハ）に示す最大収縮状態
で，空気室15から空気を排出してダイアフラム20に陰圧
を加えると，第４図（ロ）に示すように，ダイアフラム
20の周縁部Ａから中間部Ｂが空気室15内へ吸引されて，
血液室14が拡張され，次いで，第４図（イ）に示すよう
に，ダイアフラム20の応力の小さい中心部Ｃが空気室15
内へ吸引されて，血液室14が最大拡張状態となる。On the other hand, when the blood chamber 14 is in the maximum contracted state shown in FIG. 4C, air is discharged from the air chamber 15 and negative pressure is applied to the diaphragm 20, as shown in FIG. 4B.
The middle portion B is sucked into the air chamber 15 from the peripheral edge portion A of 20,
The blood chamber 14 is expanded, and then, as shown in FIG. 4A, the central portion C of the diaphragm 20 where the stress is small is located in the air chamber 15.
The blood chamber 14 is sucked in and the blood chamber 14 is in the maximum expanded state.
ダイアフラム20により血液室14がこのような収縮−拡
張挙動を示すことから明らかなように，ダイアフラム20
を拡張させるに際して，薄膜となったダイアフラム20の
中心部Ｃを吸引させるために，小さな陰圧しか必要とせ
ず，従って，該血液室14内への血液の導入が容易とな
り，しかも，血液は緩やかに血液室14内へ導入されるた
め溶血の危険性も低減される。さらに，ダイアフラム20
は，中心部になるにつれて順次薄くなるような膜厚傾斜
とされているため，ダイアフラム20の拍動挙動は，常時
一定となり，血液室14内において安定した血流状態とな
る。その結果，抗血栓性の低下が見られず，また，ダイ
アフラム20に部分的に応力が集中するおそれがなく耐久
性は著しく向上する。As is clear from the fact that the diaphragm 20 causes the blood chamber 14 to exhibit such contraction-expansion behavior, the diaphragm 20
At the time of expansion, only a small negative pressure is required to suck the central portion C of the diaphragm 20 that has become a thin film, so that the blood can be easily introduced into the blood chamber 14, and the blood is gentle. Since it is introduced into the blood chamber 14, the risk of hemolysis is also reduced. In addition, the diaphragm 20
Has a film thickness gradient that gradually becomes thinner toward the center, so that the pulsating behavior of the diaphragm 20 is always constant, and a stable blood flow state is achieved in the blood chamber 14. As a result, the antithrombogenicity is not reduced, and the stress is not concentrated on the diaphragm 20, so that the durability is significantly improved.
次に，本発明の血液ポンプを用いての具体的な実施例
と比較例について説明する。Next, specific examples and comparative examples using the blood pump of the present invention will be described.
実験例１ 前述のようにして得られた本発明の血液ポンプによ
り，水の模擬回路を用いた特性試験を行った。該血液ポ
ンプにおけるダイアフラムの膜厚を測定したところ，表
１に示す結果が得られた。水の模擬回路における特性試
験の結果，拍動数100回／分で6.0／分の拍出量を得る
ための駆動条件は，駆動陽圧150mmHg,駆動陰圧−40mmH
g,収縮率38％であった。Experimental Example 1 A characteristic test using a water simulation circuit was conducted using the blood pump of the present invention obtained as described above. When the thickness of the diaphragm of the blood pump was measured, the results shown in Table 1 were obtained. As a result of the characteristic test in the water simulation circuit, the driving conditions for obtaining a stroke volume of 6.0 / min at a pulsation rate of 100 times / min were a driving positive pressure of 150 mmHg and a driving negative pressure of -40 mmH.
The shrinkage rate was 38%.
この血液ポンプにおけるダイアフラムと同様の膜厚傾
斜となったダイアフラムを有する血液ポンプを，成ヤギ
に装着し，上記駆動条件にて１カ月間駆動したところ，
血液には血栓，溶血等が認められず，血液ポンプは良好
かつ安全に駆動された。When a blood pump having a diaphragm having a thickness gradient similar to that of the diaphragm in this blood pump was attached to an adult goat and driven for one month under the above driving conditions,
No thrombus or hemolysis was observed in the blood, and the blood pump was driven well and safely.
実験例２ 本発明の血液ポンプを用いて，実験例１と同様に水の
模擬回路で特性試験を行った。該血液ポンプにおける膜
厚傾斜を測定したところ，表１に示すとおりであった。
該特性試験の結果，拍動数100回／分で6.0／分の拍出
量を得るための駆動条件は，駆動陽圧220mmHg,駆動陰圧
−50mmHg,収縮率36％であった。この血液ポンプにおけ
るダイアフラムと同様の膜厚傾斜となったダイアフラム
を有する血液ポンプを，成ヤギに装着し，上記駆動条件
にて１カ月間駆動したところ，血液には血栓，溶血等が
認められず，血液ポンプは良好かつ安全に駆動された。Experimental Example 2 Using the blood pump of the present invention, a characteristic test was conducted using a water simulation circuit as in Experimental Example 1. When the film thickness gradient in the blood pump was measured, it was as shown in Table 1.
As a result of the characteristic test, the driving conditions for obtaining a stroke volume of 6.0 beats / min at 100 beats / min were a driving positive pressure of 220 mmHg, a driving negative pressure of -50 mmHg, and a contraction rate of 36%. When a blood pump having a diaphragm with a thickness gradient similar to that of the diaphragm in this blood pump was attached to an adult goat and driven for 1 month under the above driving conditions, blood did not show thrombus or hemolysis. ， The blood pump was driven well and safely.
実験例３ 本発明の血液ポンプを用いて，実験例１と同様に水の
模擬回路で特性試験を行った。該血液ポンプにおけるダ
イアフラムの膜厚傾斜を測定したところ，表１に示すと
おりであった。該特性試験の結果，拍動数100回／分で
6.0／分の拍出量を得るための駆動条件は，駆動陽圧2
50mmHg,駆動陰圧−60mmHg,収縮率35％であった。この血
液ポンプにおけるダイアフラムと同一の膜厚傾斜となっ
たダイアフラムを有する血液ポンプを，成ヤギに装着
し,1カ月間駆動したところ，血液には血栓および溶血は
認められず，血液ポンプは良好かつ安全に駆動された。Experimental Example 3 Using the blood pump of the present invention, a characteristic test was conducted in a water simulation circuit as in Experimental Example 1. Measurement of the diaphragm thickness gradient in the blood pump showed the results shown in Table 1. As a result of the characteristic test, at 100 beats / minute
The driving condition for obtaining a stroke volume of 6.0 / min is driving positive pressure 2
It was 50 mmHg, negative drive pressure-60 mmHg, and shrinkage rate was 35%. When a blood pump with a diaphragm having the same thickness gradient as the diaphragm in this blood pump was attached to an adult goat and driven for one month, no thrombus or hemolysis was observed in the blood, indicating that the blood pump was good. Driven safely.
比較例１ 表１に示すように，膜厚が略均一であるダイアフラム
を有する血液ポンプを用いて，実験例１と同様に水の模
擬回路で特性試験を行った。該特性試験の結果，拍動数
100回／分で6.0／分の拍出量を得るための駆動条件
は，駆動陽圧220mmHg,駆動陰圧−100mmHg,収縮率45％で
あった。この血液ポンプにおけるダイアフラムと同様の
膜厚のダイアフラムを有する血液ポンプを成ヤギに装着
し，上記駆動条件にて駆動したところ，駆動開始後２日
目に溶血が見られ,3日目にはさらに溶血が進行したた
め，輸血を行った。しかし，溶血傾向が改善されなかっ
たために実験を中止した。Comparative Example 1 As shown in Table 1, using a blood pump having a diaphragm having a substantially uniform film thickness, a characteristic test was conducted in a water simulation circuit as in Experimental Example 1. Result of the characteristic test, beat rate
The driving conditions for obtaining a stroke volume of 6.0 / min at 100 strokes / min were a positive drive pressure of 220 mmHg, a negative drive pressure of −100 mmHg, and a contraction rate of 45%. When a blood pump having a diaphragm of the same thickness as the diaphragm in this blood pump was attached to an adult goat and driven under the above driving conditions, hemolysis was observed on the second day after the start of driving and further on the third day. Blood transfusion was performed because hemolysis progressed. However, the experiment was stopped because the tendency to hemolysis was not improved.
比較例２ 表１に示すように，膜厚が略均一であるダイアフラム
を有する血液ポンプを用いて，実験例１と同様に水の模
擬回路で特性試験を行った。該特性試験の結果，拍動数
を100回／分として，駆動陽圧300mmHg,駆動陰圧−100mm
Hg,収縮率50％というほぼ最大駆動条件にて血液ポンプ
を駆動したところ,6.0／分の流量を得ることができな
かった。そこで，拍動数を120回／分としたところ，駆
動陽圧280mmHg,駆動陰圧−100mmHg,収縮率42％の駆動条
件にて6.0／分の流量を得ることができた。Comparative Example 2 As shown in Table 1, a characteristic test was conducted in a water simulation circuit in the same manner as in Experimental Example 1 using a blood pump having a diaphragm having a substantially uniform film thickness. As a result of the characteristic test, a positive drive pressure of 300 mmHg and a negative drive pressure of −100 mm were set at a pulse rate of 100 times / min.
When the blood pump was driven under the maximum driving conditions of Hg and contraction rate of 50%, a flow rate of 6.0 / min could not be obtained. Therefore, when the pulse rate was set to 120 beats / min, a flow rate of 6.0 / min could be obtained under the driving conditions of a positive drive pressure of 280 mmHg, a negative drive pressure of −100 mmHg, and a contraction rate of 42%.
（発明の効果） 本発明の血液ポンプはこのように，ダイアフラムを，
周縁部が厚く，中心部になるにつれて順次薄くなるよう
に構成しているため，血液室を拡張させる際のダイアフ
ラムの駆動陰圧，および血液室を収縮させる際のダイア
フラムの駆動陽圧を低減することができ，必要な流量を
容易に得ることができる。また，ダイアフラムは円滑に
駆動されるため，血流は内部に澱むおそれがなく，従っ
て，抗血栓性が低下するおそれがない。しかも，血液室
拡張時におけるダイアフラムの駆動陰圧が低いために，
血液ポンプ内へ血液を緩やかに導入させることができ，
溶血を招来するおそれもない。 (Effect of the Invention) The blood pump of the present invention thus has the diaphragm
Since the peripheral part is thicker and becomes thinner toward the center, the negative drive pressure of the diaphragm when expanding the blood chamber and the positive drive pressure of the diaphragm when contracting the blood chamber are reduced. The required flow rate can be easily obtained. In addition, since the diaphragm is driven smoothly, there is no risk that blood flow will settle inside, and therefore there is no risk that the antithrombotic property will decrease. Moreover, since the driving negative pressure of the diaphragm during expansion of the blood chamber is low,
Blood can be slowly introduced into the blood pump,
There is no risk of hemolysis.
第１図は本発明の血液ポンプの一例を示す断面図，第２
図はその動作説明のための断面図，第３図はダイアフラ
ムの膜厚傾斜の説明図，第４図（イ）〜（ハ）はダイア
フラムの動作説明のための断面図である。 10……ハウジング,11……本体部,11……バックプレート
部,14……血液室,15……空気室,20……ダイアフラム。FIG. 1 is a sectional view showing an example of the blood pump of the present invention, and FIG.
FIG. 4 is a sectional view for explaining the operation, FIG. 3 is an explanatory view of the film thickness inclination of the diaphragm, and FIGS. 4A to 4C are sectional views for explaining the operation of the diaphragm. 10 …… housing, 11 …… main body, 11 …… back plate, 14 …… blood chamber, 15 …… air chamber, 20 …… diaphragm.
Claims (2)
分するべくハウジング内周面にダイアフラムの周縁が取
付けられており，該ダイアフラムを拍動させて，血液を
血液室内へ一旦流入させた後に該血液室内から流出させ
ることにより，血液を循環する血液ポンプにおいて， 前記ダイアフラムを，周縁部が厚く，中心部になるにつ
れて順次薄くなるように構成したことを特徴とする血液
ポンプ。1. A peripheral edge of a diaphragm is attached to an inner peripheral surface of a housing so as to divide the inside of the blood pump main body into a blood chamber and an air chamber. The diaphragm is pulsated so that blood once flows into the blood chamber. A blood pump that circulates blood by flowing out from the blood chamber after that, wherein the diaphragm has a thicker peripheral portion and is gradually thinner toward the central portion.
〜2.0mmであり，中心部の膜厚が該周縁部の膜厚の50〜9
0％である特許請求の範囲第１項に記載の血液ポンプ。2. The diaphragm has a peripheral edge thickness of 0.2.
~ 2.0 mm, the thickness of the central portion is 50 ~ 9 of the thickness of the peripheral portion.
The blood pump according to claim 1, which is 0%.
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| JP62185958A JP2513243B2 (en) | 1987-07-24 | 1987-07-24 | Blood pump |
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|---|---|---|---|
| JP62185958A JP2513243B2 (en) | 1987-07-24 | 1987-07-24 | Blood pump |
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| JPS6429267A JPS6429267A (en) | 1989-01-31 |
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1987
- 1987-07-24 JP JP62185958A patent/JP2513243B2/en not_active Expired - Fee Related
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