JPH06190035A - 膜酸素供給器 - Google Patents

膜酸素供給器

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JPH06190035A
JPH06190035A JP5249394A JP24939493A JPH06190035A JP H06190035 A JPH06190035 A JP H06190035A JP 5249394 A JP5249394 A JP 5249394A JP 24939493 A JP24939493 A JP 24939493A JP H06190035 A JPH06190035 A JP H06190035A
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pressure
oxygen supply
oxygenator
gas
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JP5249394A
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Ronald J Leonard
ジェームズ レナード ロナルド
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Minnesota Mining and Manufacturing Co
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 血液の膜酸素供給器において、酸素供給用ガ
スの合計圧力を自動的に維持すると共に膜酸素供給器の
効率を高める。 【構成】 体外装置１０は、中空ファイバ膜酸素供給器
１２と、熱交換器１４と、静脈タンク１６と、酸素供給
用ガスを加圧するためのバルブ１７とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、体外生命支援システ
ム、特に患者の静脈血を患者の動脈系に戻す前に酸素供
給するための体外血液膜酸素供給器に関する。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】患者
の肺が充分にガス交換機能を果たさないような時に患者
の血液に対し酸素を付加しこの血液から二酸化炭素を除
去するために、体外血液酸素供給器が広く用いられてい
る。このような場合の一例として挙げられるのは、心臓
の活動が手術を容易にとり行なう目的で選択的に停止さ
せられる冠状動脈バイパス移植手術中である。肺に代っ
てこの機能を果たすために、静脈血は心臓から体外酸素
供給器内へとドレインされ、酸素供給を受け、患者の体
全体を再循環するべく大動脈に戻される。
【０００３】酸素供給器としては、いくつかのタイプが
利用可能である。これらの中には、膜酸素供給器が含ま
れる。膜酸素供給器は、その基本的形状では、酸素及び
二酸化炭素に対する透過性をもつトランスファ膜によっ
て分離された第１及び第２の導管を含んでいる。膜酸素
供給器の使用中、一方の導管を通して酸素供給用ガスが
通過させられるのと同時に、もう一つの導管を通して患
者の血液が流される。酸素は、酸素供給用ガスからトラ
ンスファ膜を通って血液中へと通過する。同時に、二酸
化炭素が血液からトランスファ膜を通って、酸素供給用
ガスの中へ入る。
【０００４】膜酸素供給器は、血液とガスとの実際の混
合を防ぎながら血液とガスとの間の連通を提供する。例
えば、微孔質中空ファイバ膜酸素供給器の場合、ファイ
バの壁内の小さな孔及び壁材料の高い非湿潤性は、血液
と酸素供給用ガスとの間の連通を提供する。
【０００５】これらの膜酸素供給器の性能を改善するた
めの１つの既知の方法は、単純により大きな膜表面積を
提供することである。膜酸素供給器の性能を改善するも
う１つの方法は、膜の表面全体にわたり血液混合を改善
することによってトランスファ膜の表面積の単位あたり
のガス移送量を増大させることである。血液の膜酸素供
給器の最高のガス移送率のいくつかは、例えば米国特許
第４，６９０，７５８号及び第４，７３５，７７５号に
記述されているように中空ファイバ膜酸素供給器に結び
つけられるものと信じられている。これらの酸素供給器
においては、酸素供給用ガスが中空ファイバの中を流
れ、患者の血液が中空ファイバのまわりを流れる。
【０００６】膜酸素供給器の性能を改善するためのもう
１つの既知の方法は、膜の相対する側での拡散する酸素
と二酸化炭素の分圧差を変化させることである。しかし
ながら、少なくとも微孔質中空ファイバ膜酸素供給器に
関しての制限となる要因は、ガス塞栓症に関連する付帯
危険を伴う血液中への酸素供給用ガスの発泡を避けるた
め一般に酸素供給器内の膜とは反対側の血液の合計圧力
以下に、酸素供給器内の各々の場所における酸素供給用
ガスの合計圧力を維持する必要があるという点にある。
血液中の気泡形成の回避は、中でも酸素供給器内のガス
圧力のばらつき及び血液圧力のばらつきによって複雑化
される。これらの圧力は、異なる患者の異なる酸素及び
二酸化炭素必要量及び単一の患者の経時的に変化する必
要量を反映するものである。過去において酸素供給用ガ
スの合計圧力を膜を横切る血液の圧力より低く維持する
ための努力としては、単に相対的に低い圧力低下のガス
径路を通して大気への酸素供給用ガスの出口を通気する
ことが含まれていた。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、膜を横切る血
液の圧力に近いもののこれよりも低い圧力に酸素供給用
ガスの合計圧力を自動的に維持するための手段をもつ血
液の膜酸素供給器を提供する。一つの実施態様において
は、酸素供給器は、ファイバ内部に酸素供給用ガス流の
径路を構成する中空ファイバ束を収容する中空部分をも
つハウジング、及び全体的に束全体を通して束の反対側
の血液の合計圧力に近いもののこれよりも低い圧力に束
内部の各箇所での酸素供給用ガスの圧力を自動的に維持
するための手段を含んでいる。この自動維持手段は、酸
素供給器から退出する血液の圧力で酸素供給器から退出
する酸素供給用ガスの流れを制限するための手段を含
み、好ましくはバルブ部材及びこのバルブ部材を活動化
させるためバルブ部材に退出血液の圧力を伝達するチュ
ーブを含んでいる。
【０００８】本発明のもう１つの実施態様においては、
酸素供給器は中空部分をもつハウジング、及びハウジン
グの中空部分の中に配置された中空ファイバ束を含むト
ランスファ膜手段を含んでいる。トランスファ膜手段
は、酸素供給用ガス入口と酸素供給用ガス出口との間で
かつ中空ファイバ束内の個々のファイバを通して酸素供
給用ガス流の径路を構成し、しかも血液入口と血液出口
との間でかつ中空ファイバ束内の個々のファイバのまわ
りに血液流径路を構成している。一般に酸素供給器を通
してトランスファ膜手段の反対側の血液の合計圧力に近
いもののそれよりも低い圧力にガス流径路内の各点での
酸素供給用ガスの合計圧力を維持するための手段も同じ
く存在している。この維持手段は、酸素供給器内の酸素
供給用ガスの圧力を上昇させて酸素供給器の効率を増大
させるべく血液流の径路内の血液の圧力とほぼ同じ圧力
で加圧流体を供給することによって酸素供給用ガス出口
を通って退出する酸素供給用ガスの流れを制限するため
の手段を含んでいる。
【０００９】第２の実施態様に関していうと、好ましく
は、加圧流体はハウジングの中空部分の中に位置づけさ
れ、血液を含んでいる。また好ましくは、酸素供給用ガ
ス出口はハウジングの中空部分内に位置づけられてい
る。また、第２の実施態様においては、自動維持手段は
好ましくは、ハウジングの中空部分の中にありかつ酸素
供給用ガス出口に連結された入口と酸素供給器からの酸
素供給用ガスの通過のための酸素供給器出口を有する管
を含んでいる。管は、加圧流体によって部分的に圧壊さ
れるように適合された可撓性ある弾性部分と、加圧流体
による圧壊に耐えるための比較的剛性の部分を有する。
好ましくは、この可撓性ある弾性部分は、全体的に血液
出口に隣接して位置づけされている。
【００１０】
【実施例】本発明は、同様の部品には同様の参照符号が
付された添付図面において図示されている。ここで図面
の図１から図７を参照すると、図１及び図２には、全体
的に中空ファイバ膜酸素供給器１２、熱交換器１４、静
脈タンク１６及び酸素供給用ガスを加圧するためのバル
ブ１７を含む本発明の第１の実施態様の体外装置１０が
示されている。装置１０は、米国ミシガン州Ａｎｎ Ａ
ｒｂｏｒのＳａｒｎｓ Ｉｎｓ．から入手できる部品番
号１６４４９０のＳａｒｎｓ酸素供給器ユニットブラケ
ットの上に取り付けられる。装置１０は、同様にＳａｒ
ｎｓ Ｉｎｃ．から入手可能な部品番号１６４２３５の
Ｓａｒｎｓ酸素−空気混合装置と共に使用される。静脈
タンク１６は、酸素供給に先立ち、静脈血を消泡し、濾
過し及び保存する。酸素供給器１２は血液に酸素を付加
し、血液から二酸化炭素を除去する。熱交換器１４は血
液を加熱するか又は冷却する。部品番号１６３８５とし
て、Ｓａｒｎｓ Ｉｎｃ．から適切な組合せのタンク、
酸素供給器及び熱交換器を入手することができる。
【００１１】静脈血は従来のやり方で患者からドレイン
され、医療等級のチューブ１８を通して装置１０へと送
り出される。チューブ１８は、静脈血が血液消泡装置及
び／又はフィルタ２４を介して本体２２内へと通過でき
るよう静脈タンク１６と流体的に連通する形で従来の血
液入口２０に適切に取り付けられている。
【００１２】従来の血液ポンプ２６が起動させられた時
点で、血液はタンク１６の出口２８から吸引されて、医
療等級のチューブ３２を通して熱交換器１４の入口３０
に送り出される。Ｓａｒｎｓ Ｉｎｃ．から適切な血液
ポンプが入手可能である。この実施態様においては、熱
交換器１４及び酸素供給器１２はハウジング３４の中に
配置されている。このハウジング３４は、酸素供給用ガ
ス入口として使用される第１の流体入口３６、酸素供給
用ガス出口として使用される第１の流体出口３８、血液
入口として使用される第２の流体入口３０、血液出口と
して使用される第２の流体出口４２、伝熱流体入口とし
て用いられる第３の流体入口４４及び伝熱流体出口とし
て用いられる第３の流体出口４６を含んでいる。
【００１３】図３及び図４を参照すると、熱交換器１４
はコア４８、マニホルド５０、エンドキャップ５２、入
口４４及び出口４６を含んでいる。１つの通路５４が熱
交換器１４を酸素供給器１２内の微孔質中空ファイバ束
５６の外部と結合している。束５６は、当該技術分野に
おいて周知のとおり、プラスチックコア５８のまわりに
巻き付けられている。例えば米国特許第４，７３５，７
７５号、第４，６９０，７５８号、第４，５７２，４４
６号及び第３，７９４，４６８号を参照のこと。中空フ
ァイバ束５６はその端部で注封材料（ｐｏｔｔｉｎｇ
ｃｏｍｐｏｕｎｄ）を用いて被包されているが、中空フ
ァイバの端部は、当該技術分野において周知のとおり、
酸素供給用ガス流径路を形成するべく開放している。エ
ンドキャップ６０及び６２が酸素供給器１２の端部を固
定している。
【００１４】血液径路は、第２の入口３０内へ入り、場
合に応じて血液を加熱又は冷却する熱交換器コア４８の
外側のまわりを通り、酸素供給器１２まで通路５４に沿
い、血液が酸素で富化される束５６の個々のファイバの
まわりを通り、最終的に第２の出口４２から外へ出る。
標準的には水である伝熱流体は、第３の入口４４を介し
て径路を流れ、熱交換器マニホルド５０及びコア４８を
通過して第３の出口４６から外へ出る。酸素供給用ガス
径路は、第１の入口３６の中を通り束５６の個々のファ
イバを通過して第１の出口３８から出る。第１、第２及
び第３の入口は、酸素供給用ガス及び水を従来の供給源
から供給できるように従来の設計のものになっている。
【００１５】ここで図１、図２、図５、図６及び図７特
に図５を参照すると、酸素供給用ガスを加圧するための
バルブ１７が示されている。バルブ１７は入口６６と出
口６８とを有する内部管６４、ハウジング７０、入口部
分７２、出口部分７４及び、ハウジング７０と内部管６
４の間の部域内に大気圧を超える気圧を維持するための
手段を含んでいる。内部管６４はハウジング７０内に収
容されている。入口部分７２は、内部管６４の入口６６
に隣接して内部管６４に対しハウジング７０を連結して
いる。出口部分７４は、内部管６４の出口６８に隣接し
て内部管６４に対しハウジング７０を連結している。出
口部分７４は、内部管６４の出口６８に隣接して内部管
６４に対しハウジング７０を連結している。内部管６４
は好ましくは比較的柔軟で可撓性があり、従来通り２つ
の長手方向に心合せされた平行な縁部に沿ってヒートシ
ールされ約０．００１〜０．０２０インチ（０．０２５
〜０．５０８mm）の範囲内の壁厚を有する薄壁のビニ
ル、ウレタン又はシリコーンゴム材料で作られている。
内部管６４は好ましくは、外部的に加えられた圧力に対
する抵抗をほとんど又は全く提供しないように充分な柔
軟性と可撓性を持つ。すなわち内部管６４は、管６４の
内側と外側との間の圧力差に応えて断面で自由に開閉す
る。ハウジング７０は好ましくは、比較的剛性の高いポ
リカーボネート又はアクリルプラスチック材料で構成さ
れている。
【００１６】ハウジング７０と内部管６４との間の部域
内に大気圧以上の気圧を維持するための手段には、酸素
供給器１２から退出する血液の圧力をハウジング７０と
内部管６４との間の部域に伝達するチューブ７６が含ま
れている。ハウジング７０は、中を通るアパーチャ７８
をもつ部分７７を有する。チューブ７６は、ハウジング
３４の第２の出口４２と流体的連通状態にある入口８０
を有し、かつバルブ１７のハウジング７０を通してアパ
ーチャ７８と流体的連通状態にある出口８２を有し、か
くしてハウジング７０と内部管６４との間の部域内の圧
力がチューブ７６の入口８０における退出血液の圧力に
近づくようになっている。好ましくは、血液は、ハウジ
ング７０と内部管６４との間の部域を直接占有しない。
こうすることによって、チューブ７６内の血液柱により
バルブ１７が過剰に加圧される可能性を回避できる。そ
の代り、流体変換器８４が、ダイヤフラム８６を介して
内部管６４とハウジング７０との間の部域に退出血液の
圧力を伝達する。
【００１７】図７を特定的に参照すると、変換器８４は
全体的に、ダイヤフラム８６を閉じ込め支持する２つ割
りハウジング８８を含んでいる。適切な変換器として
は、米国カリフォルニア州Ｓａｎｔａ ＡｎａのＧｉｓ
ｈ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．から入手できる圧
力アイソレータがある。変換器８４は、チューブ７６の
入口８０と流体的に連通状態にある入口９０、及びチュ
ーブ７６の出口８２と流体的連通状態にある出口９２を
含んでいる。変換器８４とバルブ１７との間のチューブ
７６の一部分は、空気又はその他の適切な流体で満たす
ことができる。チューブ７６は、酸素供給器１２のハウ
ジング３４の第２の出口４２から重力との関係において
一定の垂直距離のところにて流体アクセスポート９４に
連結されている。
【００１８】次に図面の各図を全体的に参照しながら、
体外装置１０の作動について記述する。上述のように、
装置１０は好ましくは、第１の入口３６で従来の方法で
酸素−空気混合装置に連結される。同様に、装置１０は
好ましくは、第３の入口４４にて加熱された又は冷却さ
れた水の従来の供給源に連結されている。これらの連結
が行なわれユーザの満足のいくように調整された後で、
ポンプ２６が起動され、血液はタンク１６の本体２２か
ら吸引され、第２の入口３０まで送られる。第２の入口
３０から、血液は熱交換器１４の中を圧送され、この熱
交換器において血液は適切に加熱又は冷却され、通路５
４を通過して、酸素と二酸化炭素の交換が行なわれる酸
素供給器１２の中へと入る。最後に、血液は第２の出口
４２から出て流体アクセスポート９４を通過して圧送さ
れる。
【００１９】流体アクセスポート９４は好ましくは、出
口４２から重力との関係において、入口８０における血
液圧力が酸素供給器１２内の各々の場所における血液の
圧力に近いもののこれよりも低い圧力となるようにする
のに充分なだけの予め定められた垂直距離のところに配
置されている。チューブ７６の入口８０における血液圧
力は好ましくは、大気圧より上約０〜５００mmHgの範囲
内にあり、最も好ましくは約３００mmHgである。
【００２０】チューブ７６の入口８０における血液圧力
は、変換器８４の入口９０を通って流体変換器８４のダ
イヤフラム８６の血液側に伝達される。この圧力はダイ
ヤフラム８６を変形させるかその他の形で移動させて管
７６の下部部分内で適切な流体を加圧し、この流体が今
度はこの圧力をバルブ１７に伝達する。
【００２１】入口８０と変換器８４との間の水頭高さの
差が無視できるものであり、チューブ７６の下部部分に
おいて空気といった適切な軽量流体が使用されるという
ことを仮定すると、バルブ１７に伝達される圧力は入口
８０に存在する圧力とかなり近いものとなる。
【００２２】バルブ１７に伝達された圧力は、アパーチ
ャ７８を通してハウジング７０と内部管６４との間の部
域に伝達される。前述のように、この圧力は最も好まし
くは約３００mmHgである。この圧力は、装置１０の第１
の出口３８を退出する酸素供給用ガスの圧力に抗して内
部管６４が閉じるように促す傾向をもつ。こうして促す
ことにより今度は、第１の出口３８を退出する酸素供給
ガスの圧力が、バルブ１７を横切る圧力降下が無視でき
るものであると仮定して、流体アクセスポート９４にお
ける血液の圧力とほぼ同じ圧力にまで上昇することにな
る。酸素供給器１２を横切っての圧力降下が無視できる
ものであると仮定すると、こうして酸素供給器１２内の
酸素供給用ガスの圧力は、一般に束５６全体を通して酸
素供給器１２の束５６と反対側の合計血液圧力に近いも
ののこれよりも低い圧力である流体アクセスポート９４
における血液圧力に近いもののこれよりも低い圧力まで
上昇することになる。チューブ７６の経路全体を通して
流体アクセスポート９４と束５６との間に実際存在する
圧力降下はいかなるものであれ、束５６内の各場所にお
ける酸素供給器ガスの圧力が全体的に束５６全体を通し
て束５６と反対側の血液の合計圧力よりも低いことをよ
り確実にするだけである。
【００２３】酸素供給用ガスの圧力は、変換器８４及び
バルブ１７と合わせたチューブ７６の構成、場所及び作
動により、血液圧力に近いもののこれより低い圧力にと
どまるように自己調節している。作動中、ポンプ２６に
より提供される血液流及びシステムの残りの部分の抵抗
のためアクセスポート９４には正の圧力が存在する。標
準的には、この圧力は、体外生命支援システムの個々の
品目の選択及びサイズ、患者の血管状態及び血液流量に
応じて大気圧より１００mmHg乃至５００mmHg高い範囲内
であってよい。血液といった液体の中へのガスの移送率
は、液体の圧力自体ではなくガスと液体との間の部分的
圧力駆動力の一関数であるということがわかっている。
従って血液流量が増大する（これが通常患者の酸素要求
量を示す）につれて、酸素の移送は、チューブ７６、変
換器８４及びバルブ１７を用いてガス径路へとより高い
圧力としてより高い流量が反映されることから、自動的
に増大することになる。血液流量が減少するにつれて、
反対のことが起こる。
【００２４】ガス径路内の二酸化炭素の部分圧はガス径
路圧力の増加作用によって同様に増大させられることか
ら、二酸化炭素の移送は、実際、本発明の作用によって
損われる可能性がある。しかしながら、微孔質膜を利用
する膜酸素供給器は一般に、その酸素移送能力よりも実
質的に高いものである高いガス流量における二酸化炭素
移送率を有する。この意味において、本発明の装置１０
は実際、移送率の不均衡を和らげる傾向をもつという点
で、一助となる。さらに、患者は通常、呼吸商の形で反
映されるようにその酸素消費量よりも低い速度で二酸化
炭素を生成している。これは、酸素消費量に対する二酸
化炭素の比率であり、一般に約０．８のオーダである。
【００２５】本発明の装置１０の作用は、いくつかの方
法で和げることができる。現在標準的な酸素供給器につ
いて行なわれているように、酸素移送速度を釣合い良く
するためには、酸素供給用ガス内の酸素百分率を用いる
ことができる。動脈管路は実際、動脈管路圧力を増大さ
せてさらに酸素供給器の性能を増大させるべくハーバー
ドクランプ（Ｈａｒｖａｒｄ ｃｌａｍｐ）又はそれに
類するものを用いて制限することができる。これは、患
者からの幾分かの過渡的な高酸素要求がある場合に、一
時的に行なうことができる。同様に、アクセスポート９
４でバルブ（図示せず）を閉鎖し出口３８で圧力を発散
させてガス圧力制御の作用を中断し正常な大気圧作動に
戻すことにより、バルブ１７を効果的に削除することも
可能である。これは、患者の代謝率が非常に低い、例え
ばきわめて低い患者の体温での最小酸素要求量の期間中
に行なわれる。
【００２６】上述の装置１０の作動は恐らく、以下の例
を参照することによってよりよく理解できるだろう。第
１の例は、前述のような部品番号１６３８５の標準Ｓａ
ｒｎｓ酸素供給器を用いている。この酸素供給器は、１
分あたり６リットルの血液流量で正常な標準血液を用い
て３５mmHgの血液入口酸素部分圧で作動した場合、約８
０mmHgの血液出口酸素部分圧を示す。酸素供給器に本発
明の装置１０のバルブ１７、チューブ７６、変換器８４
が備わり、この酸素供給器が約３００mmHgの動脈管路血
液圧力従って本発明によるガス圧力の同様な増大で用い
られる場合、出口の血中酸素部分圧は２１５mmHgであ
る。このことはすなわち、本発明の装置１０が従来の中
空ファイバ膜酸素供給器の性能を改善するということを
表している。
【００２７】第２の例については、第２の酸素供給器は
標準Ｓａｒｎｓ酸素供給器と同様に作られているがこの
場合、標準装置のファイバ面積が１．８平方メートルで
あるのに対してそのファイバ面積はわずか１．０平方メ
ートルであった。第１の例の条件下で作動した場合、血
液出口酸素部分圧力は、移送のための表面積が低減した
ことから予想されるように、チューブ７６、変換器８４
及びバルブ１７の付加無く、わずか約６６mmHgであっ
た。酸素供給器がこのように装備され３００mmHgの管路
圧力で用いられた場合、血液出口酸素部分圧力は約１０
０mmHgであった。このことはすなわち、本発明の装置１
０が、ほぼ同じレベルの性能を保持しながらおよそ５０
パーセントだけ標準Ｓａｒｎｓ酸素供給器の表面積を減
少させることができるということを表わしている。この
ことは、コストの低下と共に異物表面に対する血液の露
呈の減少及び呼び水容積（ｐｒｉｍｉｎｇ ｖｏｌｕｍ
ｅ）の減少を可能にする。これらのことは一般に患者に
とっての重要な関心事であるものとして知られている。
【００２８】ここで図８を参照すると、その全体を参照
符号１２Ａによって表される本発明の第２の実施態様が
示されている。酸素供給器１２Ａの第２の実施態様は、
酸素供給器１２に比べて血液を損傷する可能性のある血
液表面接触を少なくし、低コスト、低呼び水容積を提供
する。
【００２９】膜酸素供給器１２Ａは、熱交換器１４Ａ及
び静脈タンク（図示せず、ただし上述のタンク１６と類
似している）を含む体外装置内の一要素である。装置
は、米国ミシガン州Ａｎｎ ＡｒｂｏｒのＳａｒｎｓ
Ｉｎｓ．から入手可能な部品番号１６４４９０のＳａｒ
ｎｓ酸素供給器ユニットブラケット上に取り付けられ
る。この装置は、同様にＳａｒｎｓ Ｉｎｓ，から入手
可能である部品番号１６４２３５のＳａｒｎｓ酸素−空
気混合装置と共に用いられる。適切なタンクはＳａｒｎ
ｓ Ｉｎｓ．から部品番号９８−０７０２−０５１８−
６として入手可能である。
【００３０】静脈血は、従来の形で患者からドレインさ
れ、医療等級のチューブを通して装置に送り込まれる。
チューブは、静脈血が血液消泡装置及び／又はフィルタ
（例えば２４）を介してタンクの本体（例えば２２）内
へと通過できるように静脈タンクと流体的連通状態にあ
る従来の血液入口（図示されていないものの図１に関連
して上述され示されているものと類似のもの）に適切に
取り付けられている。
【００３１】従来の血液ポンプ（例えば２６）が起動さ
れた場合、血液はタンクの出口（例えば２８）から吸引
され、医療等級のチューブを通して熱交換器１４Ａの入
口３０Ａに送り込まれる。Ｓａｒｎｓ Ｉｎｓ．から適
切な血液ポンプが入手可能である。この実施態様におい
ては、熱交換器１４Ａ及び酸素供給器１２Ａはハウジン
グ３４Ａの中に配置されている。
【００３２】血液は、酸素供給器を通って流れるにつれ
て自然に、恐らくは１００mmHgほどもある血液入口３０
Ａから血液出口４２Ａへの圧力降下を受ける。さらに、
患者の動脈圧力、作業テーブルに至るまでの重力水頭、
動脈管路の抵抗、患者体内へのカニューレの抵抗及び動
脈気泡トラップ又はフィルタのため、酸素供給器血液出
口４２Ａには背圧が存在する。この背圧は、回路の配
置、血液温度、血中赤血球容積及び血液流量に応じて５
０mmHgから４００mmHg以上まで変化することになる。か
くして、酸素供給器１２Ａ内では、本発明に従って利用
すべき圧力を得ることができる。
【００３３】酸素供給器１２Ａは、中空部分を構成する
手段をもつハウジング３４Ａ及びハウジング３４Ａの中
空部分内に配置された中空ファイバ束５６Ａを含むトラ
ンスファ膜手段を含んでいる。このトランスファ膜手段
は、酸素供給用ガス入口３６Ａと酸素供給用ガス出口３
８Ａとの間そして中空ファイバ束５６Ａ内の個々のファ
イバを通して酸素供給用ガス流径路を構成している。ト
ランスファ膜手段は、同様に、血液入口３０Ａと血液出
口４２Ａとの間及び中空ファイバ束５６Ａ内の個々のフ
ァイバのまわりに血液流径路を構成している。
【００３４】熱交換器１４Ａは、伝熱流体入口として用
いられる流体入口４４Ａ及び伝熱流体出口として用いら
れる流体出口４６Ａを有している。熱交換器１４と同様
に、熱交換器１４Ａはコア４８Ａ、マニホルド５０Ａ、
エンドキャップ５２Ａ、入口４４Ａ及び出口４６Ａを含
んでいる。通路５４Ａが熱交換器１４Ａを、酸素供給器
１２Ａ内の微孔質中空ファイバ束５６Ａの外部と結合し
ている。この束５６Ａは、当該技術分野において周知の
ようにプラスチック製コア５８Ａのまわりに巻き付けら
れている。例えば、米国特許第４，７３５，７７５号、
第４，６９０，７５８号、第４，５７２，４４６号及び
第３，７９４，４６８号を参照のこと。
【００３５】中空ファイバ束５６Ａはその端部で、注封
材料または「密封用」化合物を用いて被包されている
が、中空ファイバの端部は酸素供給用ガス流径路を形成
すべく開放している。例えば、インディアナ州Ａｎｄｅ
ｒｓｏｎのＡｎｄｅｒｓｏｎＣｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏ．
から一般に入手可能な２液型ウレタンポリマー系又はそ
れに類するものを使用することができる。エンドキャッ
プ６０Ａ及び６２Ａは、酸素供給器１２Ａの端部を固定
している。
【００３６】血液径路は、血液入口３０Ａ内に入り、場
合に応じて血液が加熱又は冷却される熱交換器コア４８
Ａの外側のまわりを通り、酸素供給器１２Ａまで通路５
４Ａに沿って進み、血液の酸素が富化される束５６Ａの
個々のファイバのまわりを通って、最後に血液出口４２
Ａから出る。標準的には水である伝熱流体は、入口４４
Ａを介した径路に従い、熱交換器マニホルド５０Ａ及び
コア４８Ａを通って出口４６Ａから出る。
【００３７】酸素供給器１２とは異なり、酸素供給器１
２Ａはやや異なる酸素供給用ガス径路を有する。酸素供
給用ガス径路は、入口３６Ａ内に入り、キャップ６０Ａ
内の密封された中空チャンバ内に入り、束５６Ａの個々
のファイバを通り、キャップ６２Ａ内の密封された中空
チャンバ内に入り、第１の出口３８Ａから出て、次に管
７２Ａを通り、最終的に出口７４Ａから出る。ガスキャ
ップ６０Ａの中空部分内の進入ガスが出口７４Ａを通っ
て流れる退出ガスと混ざり合わないという点に留意すべ
きである。
【００３８】酸素供給用ガスは、束５６Ａ内のファイバ
の孔を通過するにつれて圧力降下を受けるが、ガスの低
粘度及び流れのための数多くの開口部のため、この圧力
降下は低いものである。圧力降下の標準的な値は、約５
mmHgであると考えられている。従って、酸素供給器１２
Ａ内の酸素供給用ガスの圧力は、束５６Ａの中のファイ
バの孔による圧力降下によって不当に影響されない。
【００３９】通常、酸素供給用ガスが管７２Ａの内腔内
を通り、酸素供給器ガス出口７４Ａを通して酸素供給器
１２Ａから外へ流れるように、キャップ６２Ａ内のバル
ブ１００は閉じられている。しかしながら、オプション
としては、バルブ１００を開放することも可能である。
例えば、患者が小さく容易に酸素供給される場合、血液
圧力の制御効果の付加無く酸素部分圧をより容易に制御
できるよう、バルブ１００を開放することが可能であ
る。さらに、患者の代謝率が非常に低い、例えば極めて
低い患者の体温での最小酸素要求量の期間中もバルブ１
００を開放することができる。
【００４０】バルブ１００は、直接作用する形で手段７
０Ａ（以下に記述）の効果を制御する直接的方法を提供
する。好ましいものとしてではないが任意には、手段７
０Ａを体の大きい患者の場合又は血液ガス値が他の理由
で低くなっている場合にのみ使用することが可能であ
る。こうして１つの酸素供給器１２Ａを、きわめて広い
範囲の体格の患者個体群に使用することが可能となる。
【００４１】手段７０Ａは、一般に酸素供給器１２Ａ全
体を通してトランスファ膜手段５６Ａと反対の血液の合
計圧力に近いもののこれよりも低い圧力に、ガス流径路
内の各地点での酸素供給用ガスの合計圧力を自動的に維
持する。この自動維持手段７０Ａは、酸素供給器内の酸
素供給用ガスの圧力を上昇して酸素供給器１２Ａの効率
を増大させるべく血液流径路内の血液の圧力とほぼ同じ
圧力で加圧流体を提供することにより、酸素供給用ガス
出口３８Ａを通って退出する酸素供給用ガスの流れを制
限するための手段を含んでいる。
【００４２】手段７０Ａは、電子的故障及び望ましくな
い電子応答時間の可能性を装置の中に導入する電子セン
サ又は電子制御回路を含む装置などとは異なり、酸素供
給器内の酸素供給用ガスの圧力を自動的に上昇させる。
【００４３】図８は、手段７０Ａの好ましい例を表わし
ている。手段７０Ａには、ハウジング３４Ａの中空部分
内に酸素供給用ガス出口３８Ａを位置づけすることが含
まれる。手段７０Ａは又、ハウジング３４Ａの中空部分
内に位置づけされしかも酸素供給器１２Ａからの酸素供
給用ガスの通過のための酸素供給器出口７４Ａ及び酸素
供給用ガス出口３８Ａに連結された入口７３Ａを有する
管７２Ａをも含んでいる。管７２Ａは、加圧流体により
部分的に圧壊されるべく適合された可撓性ある弾性部分
７５Ａ及び加圧流体による圧壊に耐えるための比較的剛
性の高い部分７６Ａを有している。
【００４４】好ましくは、加圧流体はハウジング３４Ａ
の中空部分内に位置づけされ、血液を含んでいる。より
好ましくは、可撓性ある弾性部分７５Ａは、加圧流体の
圧力が血液出口４２Ａを通って酸素供給器から退出する
血液の圧力とほぼ同じとなるように、全体的に血液出口
４２Ａに隣接して位置づけされている。ハウジング３４
Ａの中空部分内に管７２Ａを位置づけすることにより、
管７２Ａは圧力変化に迅速に対応することができるよう
になる。この技術は連結の数を制限し、二重の作動チャ
ンバを無くする。この位置はまた、手段７０Ａの効率増
大効果を危うくするか又は危険な作動を生み出す可能性
のある管路のよじれや偶発的閉塞から管７２Ａを保護す
る。
【００４５】ガス圧は常に血液圧力よりも低くなること
から、遠隔なものであっても手段７０Ａの漏洩は、管内
への血液の漏れを導き、血液径路に入るガスに比べその
影響はわずかである。手段７０Ａの故障は、束５６Ａ内
のファイバの故障と類似するものと考えられる。
【００４６】任意には、可撓性ある弾性部分７５Ａは、
酸素供給器出口７４Ａを通しての酸素供給用ガスの流れ
を完全に制限しない。圧壊する弾性部分７５Ａは、完全
に圧壊された状態ででも、血液圧力が予め定められた一
定の値（例えば３００mmHg）を越えて増大した場合でさ
え手段７０Ａのガス径路圧力効果をこの予め定められた
値に制限するのに充分な酸素供給用ガス流量を許容でき
るような形で選択される。
【００４７】図９から図１１までは、図８に示されてい
る実施態様と共に使用するための可撓性ある弾性部分７
５Ａの第１の実施態様の圧壊を逐次的に示している。丸
い管は図９において、血液圧力といった圧力がその外部
表面に対して加えられる直前の状態で示されている。管
は、圧力が加えられた後最初にほぼ楕円形の形状をとり
始める。図１０に留意されたい。外部（例えば血液）圧
力が内部（酸素供給ガス）圧との関係において増大する
につれて、管は図１１に示されている形状をとる。図１
１に示されているように、管の中心部分の壁は接触状態
にあるが、管が圧壊するにつれて縁部は小さい直径をと
るため、管の縁部近くにはわずかな通路が存在する。こ
れらの通路の最終的直径は、管の直径、壁の厚み、壁材
料及び加わった圧力の関数であると考えられている。縁
部における通路の直径の減少率は（加わった外部圧力の
一定の与えられた増分について）通路自体の直径が減少
するにつれて減少する。従って、管は完全な圧壊に耐え
る。これらの通路は、たとえ管の主本体が圧壊されても
酸素供給用ガスの流れを提供する。この小さな通路が存
在するため、外部血液圧力により酸素供給用ガスの流れ
の中で生成された圧力は、酸素供給用ガスの流れが外部
圧によって完全に制御されていないことから、血液圧力
に比べて低いものとなる。
【００４８】図９から図１１に示されている可撓性部分
７５Ａの実施態様は、加えられる（血液）圧力よりも低
い管内の酸素供給用ガス圧力を保持するため、さらには
一定の与えられたガス流量について管内の上限ガス圧力
を基本的に制御するのに用いることができる。図１２及
び図１３は、図８に示されている酸素供給器の実施態様
と共に使用するための可撓性ある弾性部分７５Ａの第２
の実施態様を逐次的に示している。図１２に示されてい
るように、管の縁部は平坦にヒートシールされている。
ヒートシール作業は縁部に通路が形成される可能性を無
くすることから、この時管は完全に圧壊する。
【００４９】図１４及び図１５は、図８に示されている
酸素供給器１２Ａと共に使用するための可撓性ある弾性
部分の第３の実施態様を逐次的に示している。管は、一
方の縁部でのみシールされており、従ってシールされて
いない縁部にて１つだけ通路が形成される。中間的効果
が得られる。付加的には、通路の長さを制御するため管
をその縁部の一部分のみに沿ってヒートシールすること
も可能であり、かくして結果として得られる通路を通る
流れひいては管内に生み出される圧力も制御されること
になる。
【００５０】管７２Ａを製作するためのもう１つの変形
態様は、弾性部分７５Ａの中に小さな剛性管（図示せ
ず）を挿入するというものである。剛性管は、血液圧力
による変形に耐える。従って本発明によると酸素供給用
ガス流の完全な閉塞を避けることが可能である。しかし
ながら、酸素供給用ガス流の完全な閉塞を防ぐ数多くの
異なる方法を用いることが可能であり、本発明は上述の
例に不当に制限されるべきものではない。
【００５１】管７２Ａは、血液に対して不活性でありこ
の医療用途のためにその他の形で適切であるようなあら
ゆる適切な材料から作ることができる。例えば、弾性部
分７５Ａは、薄壁ウレタン、シリコーンゴム又は軟質ビ
ニルで作ることができ、より剛性の高い部分７６Ａ（そ
して任意には小さな管）は半硬質ビニルから作ることが
できる。弾性部分７５Ａはより剛性の高い部分７６Ａに
ヒートシールすることができる。好ましくは弾性部分７
５Ａは、約０．００５インチ（０．１３mm）〜約０．０
２０インチ（０．５１mm）の壁厚及び約０．３センチメ
ートル〜約１センチメートルの直径をもち、好ましくは
約０．５センチメートルである。
【００５２】体外装置（図１の１０に類似のもの）及び
酸素供給器１２Ａの作動について、次に、図面中の図８
を全体的に参照しながら記述していく。前述のとおり、
装置は好ましくは第１の入口３６Ａで従来の要領で酸素
−空気混合装置に連結される。同様にして装置は好まし
くは第３の入口４４Ａにおいて、加熱された又は冷却さ
れた水の従来の供給源に連結されている。これらの連結
が行なわれユーザの満足のいくように調整された後、ポ
ンプ（例えば２６）は起動され、血液がタンク（例えば
１６）の本体から引き出され、第２の入口３０Ａへと送
り出される。第２の入口３０Ａから、血液は熱交換器１
４Ａを通って圧送され、ここで適切に加熱及び冷却さ
れ、通路５４Ａを通過して、酸素供給器１２Ａへとこれ
を通って進み、ここで酸素／二酸化炭素交換が行なわれ
る。最後に血液は管７２Ａを越えて圧送されて第２の出
口４２Ａから外へ出る。
【００５３】管７２Ａは好ましくは、管７２Ａの片端が
酸素供給用ガス出口３８Ａに連結され管７２Ａのもう１
つの端部が酸素供給器１２Ａのための酸素供給用ガス出
口を含むように、全体として出口４２Ａに隣接して、全
体として酸素供給器ハウジング３４Ａの上部に配置され
る。管７２Ａの可撓性ある部分７５Ａにおける血液圧力
は、出口３８Ａを通って退出する酸素供給用ガスに伝達
される。この圧力は、可撓性部分７５Ａを変形するか又
はその他の形で移動させて、出口３８Ａから退出する酸
素供給用ガスを加圧する。
【００５４】可撓性部分７５Ａの場所と出口４２Ａとの
間の水頭高さの差が無視できるものと仮定すると、出口
３８Ａを退出する酸素供給用ガスに伝達される圧力は、
酸素供給器の血液径路内に存在するものとほとんど同じ
となる。より特定的に云うと、出口３８Ａから退出する
酸素供給用ガスに伝達される圧力は、出口４２Ａを通っ
て酸素供給器１２Ａから退出する血液の圧力とほぼ同じ
となる。
【００５５】上述のように、可撓性部分７５Ａに伝達さ
れる圧力は、回路の配置、血液温度、血液赤血球容積及
び血液流量に応じて、５０mmHgという低いものから４０
０mmHg以上にもなりうる。この圧力は、出口３８Ａから
退出する酸素供給用ガスの圧力に抗して管７２Ａの可撓
性部分７５Ａが閉じるように推進する傾向をもつ。この
推進が今度は、第１の出口３８Ａから退出する酸素供給
用ガスの圧力を血液流径路内の血液の圧力とほぼ同じ圧
力まで上昇させる。酸素供給器１２Ａを横切っての圧力
降下が無視できるものであると仮定すると、これは、酸
素供給器１２Ａ内の酸素供給用ガスの圧力を、一般に束
５６Ａ全体を通しての酸素供給器１２Ａの束５６Ａとは
反対側の合計血液圧力に近いもののこれよりも低い圧力
である血液出口４２Ａでの血液圧力に近いもののこれよ
りも低い圧力まで上昇させる。束内のファイバへの入口
３０Ａと血液出口４２Ａの間に実際存在する圧力降下は
いかなるものであれ、束５６Ａ内の各場所における酸素
供給器ガスの圧力が一般に束５６Ａ全体を通して束５６
Ａと反対側の血液の合計圧力よりも低いことをより確実
にするだけである。
【００５６】酸素供給用ガスの圧力は、管７２Ａの構
成、場所及び作動により、血液圧力に近いもののこれよ
りも低い圧力にとどまるべく自己調節している。作動
中、血液ポンプにより提供される血液流及びシステムの
残りの部分の抵抗のため、出口４２Ａには正の圧力が存
在する。標準的には、この圧力は、体外生命支援システ
ムの個々の品目の選択及びサイズ、患者の血管状態及び
血液流量に応じて大気圧より１００mmHg乃至５００mmHg
高い範囲内にあってよい。血液といった液体の中へのガ
スの移送率は、液体の圧力自体ではなくガスと液体との
間の部分的圧力駆動力の一関数であるということがわか
っている。従って、血液流量が増大する（これが通常患
者の酸素要求量を示す）につれて、酸素の移送は、チュ
ーブ７２Ａ及び可撓性部分７５Ａを用いてガス径路へと
より高い圧力としてより高い流量が反映されることか
ら、自動的に増大することになる。血液流量が減少する
につれて、反対のことが起こる。
【００５７】ここでも、ガス径路内の二酸化炭素の部分
圧はガス径路圧力の増加作用によって同様に増大させら
れることから、二酸化炭素の移送は、実際本発明の作用
によって損われる可能性がある。ただし、上述の膜酸素
供給器についての論述を参照すること。
【００５８】一般に、ユーザは血液回路圧力をできる限
り低く保とうとするが、任意には、ユーザは、カニュー
レ挿入、患者の状態などのため血液量がその他の形で制
限された緊急時に効率の高まった効果を得るために閉塞
装置（例えばハーバードクランプ又はそれに類するも
の）で動脈管路を部分的に制限することによって血液圧
力をわずかに増大させることができる。
【００５９】酸素供給器１２Ａ内のガス部分圧を上昇さ
せることは、酸素供給器１２Ａの性能又は効率を増大さ
せるという効果をもつ。その上、この効果は血液流量に
関係する。かくして血液の流量が高く酸素供給器要求量
が最高である場合、圧力効果も又その最高である。手段
７０の効果は酸素供給器１２Ａの性能がそうでなければ
減少すると予想される場合に、それが性能を維持する傾
向をもつという点にある。
【００６０】表１は、標準的な回路についての手段７０
の効果を実証している。表１はコンピュータモデルに基
づいて作成された。
【００６１】
【表１】
【００６２】任意には、コンピュータモデルにおけるよ
うに、出口３８Ａにおける酸素供給用ガス圧力は、制限
的な意味無くキャップ６２Ａの壁に連結されたヒートシ
ールされていない圧壊可能な要素といった適切なあらゆ
る圧力制限手段により３００mmHgといった予め定められ
た一定の量に制限することができる。１分あたり６〜７
リットルの流量についてのデータに留意されたい。これ
はさらに、ガス塞栓症の機会を減少させる。
【００６３】プロトタイプ酸素供給器１２Ａは、ミシガ
ン州Ａｎｎ ＡｒｂｏｒのＳａｒｎｓ社から一般に入手
可能なＳＡＲＮＳTM ９４４３成人膜酸素供給器を改造
することによって作られた。酸素供給器１２Ａは、図８
に示されているように改造され、弾性部分７５Ａを伴う
管７２Ａを含んでいた。さらにガス流径路の一部分は、
束５６Ａ内のファイバのいくつかの両端部を密封するこ
とによって閉鎖された。ファイバは、手段７０Ａの効率
の増加を試験するべく密封された。改造された酸素供給
器は、血液中のさまざまな背圧で１分あたり４リットル
で試験された。
【００６４】酸素供給器１２Ａの１つの利点は、それ
が、（１）中空部分をもつハウジング３４Ａを提供する
段階、（２）一対の相対する端部をもつ束５６Ａの形の
複数の中空ファイバを提供する段階、（３）可撓性ある
弾性部分７５Ａと比較的剛性の部分７６Ａ及び一対の相
対する端部をもつ管７２Ａを提供する段階、（４）ハウ
ジング３４Ａの中空部分内に管７２Ａ及び束５６Ａを置
く段階、（５）シーラント化合物を用いてハウジング３
４Ａの中空部分内に束５６Ａと管７２Ａとを密封する段
階、そして（６）次に中空ファイバと管７２Ａとを通っ
て酸素供給用ガス流径路を提供するべく管７２Ａ及び束
５６Ａの端部を同時に切断する段階を含む方法を用いて
便利よく製造できるものであるという点にある。
【００６５】上述の方法によると、束５８Ａを含む酸素
供給器１２Ａの残りの部分と同じ方法で同時に手段７０
を作ることが可能である。かくして、コスト、安全性、
応答性及び信頼性の改善が可能となる。上述のことか
ら、本書に記されている本発明の精神及び範囲から逸脱
することなく当業者がさまざまな変更及び修正を加える
ことができるということは明らかである。これらの修正
及び変更は当業者によって本発明の精神及び範囲から逸
脱することなく行なえることから、ここで図示され記述
された事項を全て例示的なものであり、制限的な意味を
もたないものとして解釈されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施態様の体外装置の前面立面
図である。
【図２】図１の装置の側面図である。
【図３】図２の３−３線にほぼ沿ってみた拡大断面図で
ある。
【図４】図３の４−４線にほぼ沿ってみた断面図であ
る。
【図５】図１の装置から退出する酸素供給用ガスの流れ
を制限することのできる図１の装置のバルブ部材の拡大
垂直断面図である。
【図６】図５の６−６線にほぼ沿ってみた断面図であ
る。
【図７】図１の装置から退出する酸素供給用ガスの流れ
を制限するため図１、図５及び図６のバルブ部材に対し
図１の装置を退出する血液の圧力を伝達することのでき
る図１の装置の流体変換器の拡大立面図である。
【図８】酸素供給器ハウジング内に可撓性及び剛性部分
を有する管を示す、図３を得るべく切り取られた断面に
似た酸素供給器の第２の実施態様の拡大部分断面図であ
る。
【図９】図８に示されている実施態様と共に用いるため
の第１の可撓性ある弾性要素の圧壊を逐次的に表わす概
略図である図９から図１１のうちの１つであって、血液
圧力といった圧力が外表面に加わる直前の弾性要素の斜
視図である。
【図１０】要素の変形を示す、圧力が加わった直後の図
９の弾性要素の斜視図である。
【図１１】要素がほぼ完全に圧壊した後の図９の弾性要
素の断面図である。
【図１２】図８に示されている実施態様と共に用いるた
めの第２の可撓性ある弾性要素の圧壊を逐次的に表わす
図である図１２から図１３の内の１つであって、圧力が
外表面に加わる直前の可撓性ある弾性要素のヒートシー
ルされた側面を示す概略断面図である。
【図１３】外表面に受けた圧力のため完全に圧壊した状
態で示された図１２の要素の概略断面図である。
【図１４】図８に示されている実施態様と共に用いるた
めの第３の可撓性ある弾性要素の圧壊を逐次的に表わす
図である図１４から図１５の内の１つであって、圧力が
外表面に加わる直前のヒートシールされた片面をもつ要
素を示す断面図である。
【図１５】ほぼ完全に圧壊された後の図１４の要素の断
面図である。
【符号の説明】
１０…酸素供給器体外装置 １２…中空ファイバ膜酸素供給器 １４…熱交換器 １６…静脈タンク １７…バルブ １８，３２…チューブ ２０…血液入口 ２６…ポンプ ３０，３６，４４…流体入口 ３４…ハウジング ３８，４２，４６…流体出口 ５４…通路 ５６…微孔質中空ファイバ束 ５８…プラスチックコア ６４…内部管 ７０…バルブハウジング ７２Ａ…管 ７５Ａ…弾性部分 ７６Ａ…剛性部分 ７６…チューブ ８４…流体交換器 ８６…ダイヤフラム ８８…２つ割りハウジング ９４…流体アクセスポート １００…バルブ

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 膜酸素供給器であって、 中空部分を構成する手段をもつハウジング；ハウジング
    の中空部分内に配置された中空ファイバ束を含み、酸素
    供給用ガス入口と酸素供給用ガス出口との間でかつ中空
    ファイバ束の個々のファイバを通して酸素供給用ガス流
    の径路を構成し、しかも血液入口と血液出口との間に血
    液流径路を構成し、この血液流径路が前記中空ファイバ
    束内の個々のファイバのまわりにある、トランスファ膜
    手段；及び全体的に酸素供給器全体にわたりトランスフ
    ァ膜手段の反対側の血液の合計圧力に近いもののこれよ
    りも低い圧力に、ガス流径路内の各地点で酸素供給用ガ
    スの合計圧力を自動的に維持するための手段；を具備
    し、 前記自動維持手段には、酸素供給器内の酸素供給用ガス
    の圧力を退出血液の圧力近くに上昇させるべく前記血液
    出口を通って退出する血液の圧力とほぼ同じ圧力で加圧
    流体を供給することによって前記血液出口を通って退出
    する血液の圧力とほぼ同じ圧力で前記酸素供給用ガス出
    口を通って退出する酸素供給用ガスの流れを制限するた
    めの手段が含まれ、 この加圧流体には血液が含まれ、加圧流体がハウジング
    の中空部分内に位置づけされている膜酸素供給器。
  2. 【請求項２】 前記自動維持手段には、ハウジングの中
    空部分内にある管が含まれ、 該管は酸素供給用ガス出口に連結された入口及び酸素供
    給器からの酸素供給用ガスの通過のための酸素供給器出
    口を有し、 前記管が、前記加圧流体によって部分的に圧壊されるべ
    く適合された可撓性ある弾性部分及び前記加圧流体によ
    る圧壊に耐えるべく適合された比較的剛性の高い部分を
    有する、請求項１に記載の膜酸素供給器。
  3. 【請求項３】 前記可撓性の弾性部分が全体的に前記血
    液出口に隣接して位置づけされている、請求項２に記載
    の膜酸素供給器。
  4. 【請求項４】 膜酸素供給器であって、 中空部分を構成する手段を有するハウジング；ハウジン
    グの中空部分内に配置された中空ファイバ束を含み、酸
    素供給用ガス入口と酸素供給用ガス出口との間でかつ前
    記中空ファイバ束の個々のファイバを通して酸素供給用
    ガス流の径路を構成し、しかも血液入口と血液出口の間
    に血液流径路を構成し、この血液流径路が前記中空ファ
    イバ束内の個々のファイバのまわりにある、トランスフ
    ァ膜手段；及び全体的に酸素供給器全体にわたりトラン
    スファ膜手段の反対側の血液の合計圧力に近いもののこ
    れよりも低い圧力に、ガス流径路内の各地点での酸素供
    給用ガスの合計圧力を維持するための手段；を具備し、 前記維持手段には、酸素供給器内の酸素供給用ガスの圧
    力を上昇させて酸素供給器の効率を増大させるべく血液
    流径路内の血液の圧力とほぼ同じ圧力で加圧流体を供給
    することによって前記酸素供給用ガス出口を通って退出
    する酸素供給用ガスの流れを制限するための手段が含ま
    れ、 加圧流体がハウジングの中空部分内に位置づけされてい
    る、膜酸素供給器。
  5. 【請求項５】 膜酸素供給器であって、 中空部分を構成する手段をもつハウジング；ハウジング
    の中空部分内に配置された中空ファイバ束を含み、酸素
    供給用ガス入口と酸素供給用ガス出口との間でかつ中空
    ファイバ束の個々のファイバを通して酸素供給用ガス流
    の径路を構成し、しかも血液入口と血液出口との間に血
    液流径路を構成し、この血液流径路が前記中空ファイバ
    束内の個々のファイバのまわりにある、トランスファ膜
    手段；及び全体的に酸素供給器全体にわたりトランスフ
    ァ膜手段の反対側の血液の合計圧力に近いもののこれよ
    りも低い圧力に、ガス流径路内の各地点での酸素供給用
    ガスの合計圧力を維持するための手段；を具備し、 前記維持手段には、酸素供給器内の酸素供給用ガスの圧
    力を上昇させて酸素供給器の効率を増大させるべく血液
    流径路内の血液の圧力とほぼ同じ圧力で加圧流体を供給
    することによって前記酸素供給用ガス出口を通って退出
    する酸素供給用ガスの流れを制限するための手段が含ま
    れ、酸素供給用ガス出口はハウジングの中空部分内に位
    置づけされている、膜酸素供給器。
  6. 【請求項６】 前記維持手段には、ハウジングの中空部
    分内に位置づけされた管が含まれ、 該管は、酸素供給用ガス出口に連結された入口、及び酸
    素供給器からの酸素供給用ガスの通過のための酸素供給
    器出口を有し、 前記管が、前記加圧流体によって部分的に圧壊されるべ
    く適合された可撓性ある弾性部分及び前記加圧流体によ
    る圧壊に耐えるための比較的剛性の高い部分を有する、
    請求項５に記載の膜酸素供給器。
  7. 【請求項７】 前記可撓性ある弾性部分が全体的に前記
    血液出口に隣接して位置づけされている、請求項６に記
    載の膜酸素供給器。
  8. 【請求項８】 加圧流体は、前記血液出口を通って酸素
    供給器から退出する血液とほぼ同じ圧力である、請求項
    ５に記載の膜酸素供給器。
  9. 【請求項９】 前記管が酸素供給用ガス流の完全な閉塞
    を防ぐための手段を有する、請求項６に記載の膜酸素供
    給器。
  10. 【請求項１０】 加圧流体が血液を含む、請求項１から
    ９までのいずれか一項に記載の膜酸素供給器。
JP5249394A 1992-10-05 1993-10-05 膜酸素供給器 Pending JPH06190035A (ja)

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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007075617A (ja) * 2005-09-13 2007-03-29 Nova Lung Gmbh 体外血液循環回路のキャビティ内を流れる血流を遮断するための装置
CN105754837A (zh) * 2014-12-16 2016-07-13 国家开发投资公司 微生物培养板及微生物培养系统

Families Citing this family (37)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
USRE37379E1 (en) 1991-02-14 2001-09-18 Wayne State University High pressure gas exchanger
US5514335A (en) * 1993-10-25 1996-05-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Blood oxygenation system and reservoir and method of manufacture
US6312647B1 (en) 1994-12-09 2001-11-06 Wayne State University Method for enriching a fluid with oxygen
US5762868A (en) * 1995-11-30 1998-06-09 Minnesota Mining And Manufacturing Company Blood oxygenator and heat exchanger
JP3256157B2 (ja) * 1996-01-25 2002-02-12 天野 繁久 人工心肺装置
US5871693A (en) 1996-06-07 1999-02-16 Minnesota Mining And Manufacturing Company Modular blood treatment cartridge
DE19820158A1 (de) * 1998-05-06 1999-11-11 Convergenza Ag Vaduz Verfahren und Vorrichtung zur Blutoxygenierung
US6602467B1 (en) 1998-07-24 2003-08-05 Therox, Inc. Apparatus and method for blood oxygenation
US6113782A (en) * 1998-07-28 2000-09-05 Terumo Cardiovascular Systems Corporation Potting of tubular bundles in housing
US6508983B1 (en) 1999-07-19 2003-01-21 Cobe Cardiovascular Exchanger apparatus and method of manufacture
EP2143453B1 (en) * 1999-09-30 2013-08-14 TherOx, Inc. Device and method for gas supersaturating fluid
US6759008B1 (en) 1999-09-30 2004-07-06 Therox, Inc. Apparatus and method for blood oxygenation
US6576191B1 (en) 1999-09-30 2003-06-10 Therox, Inc. Apparatus for blood oxygenation
US6387324B1 (en) 1999-09-30 2002-05-14 Therox, Inc. Apparatus and method for blood oxygenation
US6890482B2 (en) 1999-09-30 2005-05-10 Therox, Inc. Apparatus for blood oxygenation
US7008535B1 (en) * 2000-08-04 2006-03-07 Wayne State University Apparatus for oxygenating wastewater
US6582387B2 (en) 2001-03-20 2003-06-24 Therox, Inc. System for enriching a bodily fluid with a gas
US6613280B2 (en) 2001-03-20 2003-09-02 Therox, Inc. Disposable cartridge for producing gas-enriched fluids
US6682698B2 (en) 2001-08-23 2004-01-27 Michigan Critical Care Consultants, Inc. Apparatus for exchanging gases in a liquid
WO2005044340A1 (en) 2003-11-07 2005-05-19 Gambro Lundia Ab Fluid distribution module and extracorporeal blood circuit including such a module
EP1530995B1 (en) 2003-11-07 2007-02-21 Gambro Lundia AB End-cap assembly with pump hose for a filter and filter comprising such an end-cap assembly
CN1878582B (zh) 2003-11-24 2011-05-25 甘布罗伦迪亚股份公司 脱气设备以及具有这种脱气设备的过滤器的端盖组件
SE529519C2 (sv) * 2005-03-24 2007-09-04 Sifr 2000 Ab Kontroll av bubbelbildning vid extrakorporeal cikulation
EP2295133B8 (en) 2005-04-21 2014-07-30 University of Pittsburgh - Of The Commonwealth System of Higher Education Paracorporeal respiratory assist lung
US8545754B2 (en) 2009-04-23 2013-10-01 Medtronic, Inc. Radial design oxygenator with heat exchanger
US20160166750A1 (en) * 2013-07-18 2016-06-16 Universiteit Gent Oxygenator
EP3049126B1 (en) 2013-09-24 2022-08-10 Gipson, Keith System for cardiopulmonary bypass using hypobaric oxygenation
EP3538175B1 (en) * 2016-11-08 2022-05-11 Medtronic Vascular Inc. Systems and methods for oxygenator performance evaluation
WO2018226991A1 (en) 2017-06-07 2018-12-13 Shifamed Holdings, Llc Intravascular fluid movement devices, systems, and methods of use
CN111556763B (zh) 2017-11-13 2023-09-01 施菲姆德控股有限责任公司 血管内流体运动装置、系统
EP4085965A1 (en) 2018-02-01 2022-11-09 Shifamed Holdings, LLC Intravascular blood pumps and methods of use and manufacture
US11541157B2 (en) 2019-06-18 2023-01-03 Michigan Critical Care Consultants, Inc. Membrane oxygenator with gas exchange fiber lumen access based on fiber effective length
JP2022540616A (ja) 2019-07-12 2022-09-16 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 血管内血液ポンプならびに製造および使用の方法
US11654275B2 (en) 2019-07-22 2023-05-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
DE102019125524A1 (de) * 2019-09-23 2021-03-25 Lauda Dr. R. Wobser Gmbh & Co. Kg. Dichtigkeitsprüfverfahren für eine Apparatur zur Temperierung von Blut
EP4034192A4 (en) 2019-09-25 2023-11-29 Shifamed Holdings, LLC INTRAVASCULAR BLOOD PUMP SYSTEMS AND METHODS OF USE AND CONTROL THEREOF
WO2021062270A1 (en) 2019-09-25 2021-04-01 Shifamed Holdings, Llc Catheter blood pumps and collapsible pump housings

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3526481A (en) * 1968-01-29 1970-09-01 Jeanette L Rubricius Blood oxygenator
US3717174A (en) * 1971-08-03 1973-02-20 R Dewall Perfusion safety valve
BE793624A (fr) * 1972-01-10 1973-05-02 Baxter Laboratories Inc Dispositif pour le transfert de masses, presentant une membrane de diffision tubulaire enroulee
US3927980A (en) * 1973-08-22 1975-12-23 Baxter Laboratories Inc Oxygen overpressure protection system for membrane-type blood oxygenators
US4196075A (en) * 1976-09-08 1980-04-01 Bentley Laboratories, Inc. Membrane fluid transfer method and apparatus
US4466804A (en) * 1981-09-25 1984-08-21 Tsunekazu Hino Extracorporeal circulation of blood
JPS58206758A (ja) * 1982-05-28 1983-12-02 株式会社クラレ 血漿分離装置
US4735775A (en) * 1984-02-27 1988-04-05 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Mass transfer device having a heat-exchanger
US4572446A (en) * 1984-03-23 1986-02-25 Omnis Surgical Inc. Process for making a fiber bundle
US4690758A (en) * 1984-11-05 1987-09-01 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Mass transfer device
US4767289A (en) * 1986-12-31 1988-08-30 Minnesota Mining And Manufacturing Company Peristaltic pump header
JPH0342927Y2 (ja) * 1987-02-09 1991-09-09
US5120502A (en) * 1988-04-11 1992-06-09 Baxter International Inc. Pressure relief valve for membrane oxygenator
CA2001956A1 (en) * 1988-12-14 1990-06-14 Ronald J. Leonard Membrane blood oxygenator

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007075617A (ja) * 2005-09-13 2007-03-29 Nova Lung Gmbh 体外血液循環回路のキャビティ内を流れる血流を遮断するための装置
CN105754837A (zh) * 2014-12-16 2016-07-13 国家开发投资公司 微生物培养板及微生物培养系统
CN105754837B (zh) * 2014-12-16 2018-05-18 国家开发投资公司 微生物培养板及微生物培养系统

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DE69331617D1 (de) 2002-04-04
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DE69331617T2 (de) 2002-10-17
EP0591896B1 (en) 2002-02-27
US5382407A (en) 1995-01-17

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