JPS59111763A - カニユ−レ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 引するためのカニューレに関するものである。

拍動流ポンプによって生体の心臓を補助する場合Ｇこ、
生体とポンプを接続する方法の一つとして、カニューレ
を心臓・血管に挿入する方法がある。

この方法は人工血管を縫合する方法などに比べて接続作
業が迅速にでき、しかも生体への侵襲が少ないという点
において有利であるが、しばしば十分な流量を拍出でき
ないことがある。

本発明は、かかる問題点を解決し、いかなる使用条件下
においても十分な流量の抽出を可能とするカニユーレを
提案しようとするものである。

発明者は、従来のカニユーレにおける前述した問題点が
、心臓及び血管壁がカニユーレの入口端面に吸い付いて
カニユーレへの血液の流入断面積を減少させることに起
因するものと考え、このような吸い付きが生じたとして
も十分な流入断面積を確保することのできる入口形状を
有する本発明のカニユーレを想到するに至ったのである
。

すなわち本発明は、生理液体の吸引時に管状組織がカニ
ユーレの先端部に密着するのを阻止する手段を設け、こ
の手段をカニユーレの先端部にその前方に向けて突出さ
せて配置され、かつ充分な強度及び剛性−を有する線状
材よりなるカゴ状部材により構成し、カニユーレの断面
積に対してカゴ状部材の外周面の包絡する側孔面積をか
なり大と・することを特徴とする。

本発明によるカニユーレをピストン・ベローズ型人工心
臓への流入側チューブとして用い、動物実験を行って、
従来の入口形状をもつカニユーレと比較した。その結果
、カニユーレの入口端面に心臓・血管壁が吸い付いても
側面開孔部で十分な流路断面積を確保できるので、挿入
方向に左右されずＧこ、体表面積１ｍ２当り２．２１−
ｍ１ｎ−”以上の流量を、拍動数と人工心室容積変化量
の調節に従って拍出できるという点で本発明によるカニ
ユーレを用いた場合の方が有利であることを確かめるこ
とができた。

以下、本発明を図示の実施例について説明する。

なお後述するところにおいては第１表に示す記号を用い
る。

第１表 Ｑ　　ポンプの分時拍出ｉ１　　　　（ｌ−ｍｌ−ｍ１
ｎ−１）Ｑ　　Ｑの最大値　　　　　　（ｌ−ｍｉｎ−
”）Ｑｃ　　　安静時の分時心抽出量　　（ｌ−ｍｉｎ
−”）ｑｏ＝ｏ、２ｅｘ８＃　　−−−−−−（１）Ｑ
Ｓ　　　ポンプにおいて設定した。（ｌ−ｍｉｎ−１）
ＱＳ＝ｆ・ΔＶ　　−−−−−−−−−−−−（２）８
１　　　カニユーレの心臓・血管への挿入部の側面積（
Ｃ−２） ８１′　　　カニユーレの心臓・血管への挿入部の側面
積（０ｍ２）　　Ｓｌ’　＞　５Ｉ ８２　　　カニユーレ・チューブの流路断面積（０ｍ２
）Ｗ　　体重（ｋｇ） ｆ　　　ポンプの拍動数（ｍｉｎ−１）Δ■　　人工心
室容積変化量（１） ｄ　　カニユーレ・チューブの外径（Ｃ−）ｔ・ｄ　カ
ニユーレ・チューブの内径（Ｃｍ）ｈ　　　カニコクレ
の心臓・血管への挿入深さくｃ）第１図（Ａ）は内径９
鴎、外径１３簡の塩化ビニル製チューブの側面に内径３
μｓの孔が数個形成された既知のカニユーレを示す。第
１図（Ｂ）は本発明に想到する過程で発明者が試作した
カニ・ユーレを示し、このカニユーレは内径１５間、外
径２Ｑｍｍのチューブの側面に内径３間の孔を数個形成
した点では第１図（４）のカニユーレと類似しているが
先端を４５°に切断したことにおいて相違するものであ
る。他方、第１図（Ｃ）、■）及び（Ｅ）は本発明によ
るカニユーレを示すものであり、これらは何れも内径９
闘、外径１３ｍｙｘの塩化ビニル製チューブの先端にス
テンレス銅線よりなるカゴ状部材を有している。カゴ状
部材の形状は、第１図（０）のカニユーレでは球形状、
第１図の）　、　ｌ）のカニユーレでは円筒形状とした
。なお第１図［有］）のカニユーレは第１図の）のカニ
ユーレのカゴ状部材の鋼線にステンレス鋼線をさらにコ
イル状に巻き付けたものである。

後述するところから明らかなように、カニユーレの入口
形状を代表する値としてのＳ　１／　Ｓ　２を本発明に
おいてはかなり大きく（約８以上）設定する。

これらのカニユーレをピストン・ベローズ型人工心臓へ
の流入側チューブとして用い、動物実験を行った。体重
１７〜４０ｋｇの雑種成犬を用い、両心バイパスを行っ
た。実験犬をベンドパルビタール（体重１ｋｇ当り２５
ツ）で麻酔した後、人工呼吸器によって換気させ、胸骨
正中切開にて心臓を露出した。ポンプと犬の心臓・血管
との接続方法を第２図に示す。第２図では下記の記号を
用いるＯ ＡＯ：大動脈、■■Ｃ二下行大静脈、 ＳＶＯｉ上行大静脈、ＲＡ：右心房、ＰＡ：肺動脈、Ｐ
■：肺静脈、ＬＡ：左心房、Ｌｖ：左心室、Ｒ■：右心
室。

左心バイパスにおいては左房より脱血して上行大動脈へ
送血、右心バイパスにおいては右房より脱・血して肺動
脈へ送血した。接続後、大動脈および肺動脈中枢部を結
さつし、生体の全血流量がポンプを通る（１００％バイ
パス）ようにした。胸くう内の出血および血管壁の吸い
付きを監視するために、開胸したまま実験を行った。左
心房・大腿動、脈・右心房・肺動脈の各所圧力を測定し
ながら、ポンプによる流量制御テストを行った。ポンプ
の拍動数ｆと人工心室容積変化量Δ■を調節しながら、
流量を雷、磁流置針で測定した。その実験結果は第２表
に示すとおりである。第２表におけるカニユーレＡ−Ｅ
はそれぞれ第１図（４）〜（ト））に示すものと対応し
ている。

第２表 カニユーレ　　Ｗｆ　　　　　　　Δ■　　　　Ｓ１／
Ｓ２　　ＱｍａＸ　　ＱｃＢ　　１　　４０．０　　３
０〜１６１０゜０〜３５．７　２．１０　　３．４１　
３．０４０　１　　１９．８　　５９〜１８８　１０．
０〜２２．３　１２．６　　３．０８　　１．９０この
実験によって得られた結果を次の観点から１評価した。

（１）まず第一に各実験で用いたイヌの安静時の分時心
拍（ｉ　Ｑ。を人工心臓のｆとΔ■の調節によって維持
するために、少なくとも（Ｑｍａｘ／Ｑｏ）〉ｌ　を達
成できるか否か。

（２）さらに、流量制御を容易にするために、ある程度
の範囲内でのｆとΔ■の調節に対応して、設定通りの流
量を拍出できるか否か、つまり（Ｑ／Ｑｓ）＝１にでき
るか否か。

なおＱ。については、開胸直後に大動脈基部に電磁流量
計を取り付けて測定した値（第３図参照）を参考として
、式（１）により算出した。またＱ８は式（２）によっ
て決定される。これらの式（１）　ｔ　（２）について
は第１表を参照されたい。

なお静脈カニユーレ先端での流路断面積の縮小がないと
きのポンプの流量制御性を確認するため、動物実験と並
行して、オーバーフロータンクによって入口圧と出口圧
を動物実験の場合と同じ範囲に設定しモツクテストを行
った。

上述の動物実験により、第２表Ｇこ示す範囲内でポンプ
のｆとΔ■の調節を試みることができた。

その結果として得られたＱｍａＸ／Ｑｏを、各々の実験
で使用したカニユーレの３１／８２との関係において第
４図に示した。側孔面積の割合が小さい（（３１／５２
）＝２）第１図位）　ｔ　（Ｂ）のカニユーレでは９例
中６例で十分な流量を拍出できなかった（（Ｑｍａｘ／
Ｑｏ）＜１）。これに対して、側孔面積の割合が大きい
（（Ｓｌ／Ｓ２　）　＞　８　）第１図（Ｃ）、■）、
■）のカニユーレではＩＯ０例中８で十分な流量を拍出
できた（　（Ｑｍａｘ／　Ｑｃ　）　＞　１　）。

第５図にＱｓを（Ｑｃと等しく）一定値に保ちなからｆ
とΔ■との組み合わせを変化させたときに、実測された
ＱとＱ８との比の例を示す。第２表に示した「Ａ４」例
では、どのｆとΔ■の組み合わせにおいても（Ｑ／Ｑｓ
）　＜　０．７であったのに対し、「Ｅ２」例ではｆ’
＝　１００〜１９０　ｍ１ｎ−１ノｆとΔＶ（７）組み
合わせにおいて−１はぼ設定通りの流量（（Ｑ／Ｑ８）
　＝１）を拍出することができた。

次に、「Ａ４」例（第５図の１点）と同一の条件下で流
路断面積の縮小がないときのポンプの流量制御性を調べ
たときの結果を示す。第６図に「Ａ４」例で同時に測定
した左心ポンプの入口圧（左房圧）、出口圧（大腿動脈
圧）およびポンプ入口での流量の時間変化を示す。また
第７図にモツクテストにおける分時拍出量を、入口・出
口圧差との関係においてまとめた。第７図に示したよう
に、モツクテストにおいては入口・出口圧差が小さくな
ると（Ｑ／ＱＳ）＞１となるが、人口圧が一６０ｍｍＨ
ｇ、入口・出口圧差が１４１０ｍｍＨｇのときでも（Ｑ
、／Ｑｓ）　＜　１となることはない。これに対して「
Ａ４」例の動物実験においては、第６図に示したように
、入口圧（左房圧）が１〜５ｍｍＨｇ、出口圧（大腿動
脈圧）が３５〜９５　Ｗｈｍ　ｌ［（ｇであるときに（
Ｑ／Ｑ８）　−０，５となった。

以上の結果から次の様なことを確かめることができた。

（１）第１図（Ｂ）に示すように、カニユーレの先端の
内径を大きくすれば（Ｑｍａｘ’／　ＱＣ）　＞　１　
を得やすくなるが、心臓・血管への挿入が困難になる。

（２）　　内径が同じでも第１図（Ｃ）、■）、［有］
）に示すように先端にカゴ構造を設けることにより（Ｓ
ｌ／Ｓ２）を大きくすれば（Ｑｍａｘ／　ＱＣ）　＞　
１および（Ｑ／Ｑ８）＝１を得やすくなる。

（３）　　カゴ構造の形状は第１図（Ｄ）　、　（Ｅ）
の円筒状の方が第１図（Ｃ）の球状よりも挿入の容易さ
の点で勝り、特に第１図［有］）のようなカニユーレを
用いれば、安定した成績を得ることができる。

イヌの安静時の分時心拍出ｆａ（Ｑｃ）については様々
なデータが提示されているが、ここでは式（１）により
算出した。この算出法は式（３）を用いると、かん原指
数を２．２１−ｍ１ｎ−”・ｍ−２一定とした場合に相
当する。

Ａ　＝　０．１２　Ｘ　Ｖ７８　−−−−−−−−−　
（３）式（３）でＡとＷは各々イヌの体表面積〔ｍ２〕
　　と体重〔ｋｇ〕である。

前述したとおり発明者は、従来のカニユーレを　　・用
いた場合に、十分な流量をポンプによって拍出できない
ことの原因は、カニユーレの入口端面に心臓・血管壁が
吸い付いて流入断面積が減少するこ８とにあると考えた
。この考察の根拠は第６図および第７図に示されている
。つまり、［Ａ４．Ｊ例のように（Ｑ／ＱＳ）　＜　１
となることがあるのは、人工心室の容積制御性が不十分
なためではなく、また静脈帰来量が不足しているためで
もなく、心房と人工心室への入口チューブとの間、特に
カニユーレの入口Ｇこ大きな流路抵抗が生じているため
と推定できる。実際に、この種の動物実験の多くの例で
は、第８図のように心房壁がカニユーレの入ロイ」近に
吸い付いているようすを観察できた。

このような心臓・血管壁の吸い付きを考慮して、次のよ
うな条件のもとに、カニユーレの入口形状について考え
てみる。

（］、）挿入大刀によらず、カニユーレ・チューブの流
路断面積（Ｓ２）よりも大きい流路断面積を確保できる
こと。

（２）心臓・血管への挿入が容易であること。

従来、先端が円筒形でないカニユーレも用いられている
が、血管壁に押しつけられて変形しては困るので、先゛
端の構造は十分な剛性を有していなしなければならない
ことや、挿入の容易さなどから、入口形状は円筒形に近
いものが候補に挙げられる。第９図に円筒形状の模式図
を示す。チューブの外径をｄ１内径と外径との比をｔ１
心臓・血管への挿入深さをｈとして側面積（Ｓ□′）と
チューブの流路断面積（Ｓ２）を求めると式（４）　＋
　（５）のようになる。

８１′＝π・ｄ、ｈ　　−−−−−−−（４＞４２ Ｓ２　＝π・（−Ｔ−）　、　−−−−−−−（５）式
（４）と式（５）より３１’／Ｓ２を求めると式（６）
のようになる。

式（６）で１ｌ＝ｄＳｔ＝０．７　（内径９關、外径１
３ｍｍ　）の場合には（Ｓｌ’／　Ｓ２　）　＝　８と
なる。実際には入口形状を保つための構造が必要である
ため、側孔面積（、Ｓｌ）＆才Ｓ１′よりも小さくなる
。第１図（Ｃ）。

（Ｄ）、　（Ｅ）に示した本発明のカニユーレは第９図
の入口形状を基本とし、ステンレスＷｌ　線でカコ°構
造を・もたせて、Ｓｌ／８２＞８となるように構成した
もので、入口端面に心臓・血管壁が吸い付いても側面で
十分な流入断面積を確保できる利点が得られる。

【図面の簡単な説明】

第】図（Ａ）は従来のカニユーレを示す斜視図、第１図
（Ｂ）は発明者の試作に係るカニユーレの斜視図、第１
１７８）〜（Ｅ）は本発明によるカニユーレを示す斜視
図である。 第２図はカニユーレと心臓・血管との接続方法の説明図
である。 第３図はイヌの体重Ｗと安静時の分時拍出量Ｑ。 との関係を示すグラフである。 第４図はカニユーレの入口形状代表値Ｓｌ／Ｓ２と最大
分時拍出ｂｌＱｍａｘとの関係を第１図（Ａ）〜停）の
各カニユーレについて示すグラフである。 第５図はポンプの拍動数ｆと流量比Ｑ／ＱＳとの関係を
示すグラフである。 第６図（４）、　（Ｂ）　ｌ　（０）はそれぞれ左心ポ
ンプ入口圧、出口圧およびポンプ入口での流量比Ｑ／Ｑ
８の時間第７図はモツクテストにおけるポンプの入口。 出口圧差と流量比Ｑ／ＱＳとの関係を示すグラフである
。 第８図は心房壁が第１図（Ａ）のカニユーレの入口端に
吸い付いた状態を示す説明図である。 第９図はカニユーレの入口形状の模式図である。 特許出願人　　　橋　　本　　成　　入箱１ （Ａ）　　　　（Ｂ）　　　　（Ｃ 第２図 第３図 第４図 Ｓｔ／Ｓ；ｚ 第５図 チゆｉｎ−’ 第６ヌ１ ＩＪＪ！ｔＰｌ／ｌ−ｆ　ｓｅｔ。 第７図 ホ５フ０−人口・黴口麻巣５ｍｍ１ｉり手続補正書 昭和５８年　５　月２Ｃ １、事件の表示 昭和５７年　特　訴　願第　２１９　］　６３号２、発
明の名称 カニユーレ ３、補正をする者 事件とのｌｙ１係特許出願人 橋　　　本　　　成　　　広 外］４ ５゜ ７、補正の内容　（別紙の通り） １、明細書第１頁第３行〜＠１８行の特許請求の範Ｂ　
　　囲を次のとおりに訂正する・ ［２、特許請求の範囲 Ｌ　生体管状組織に挿入し又はあてがって生理液体を吸
引するためのカニユーレＧこオイて、生理液体の吸引時
に管状組織がカニユーレの先端部に密着するのを阻止す
る手段を設け、この手段をカニユーレの先端部にその前
方に向けて突出させて配置され、かつ充分な強度及び削
性を有する線状材よりなるカゴ状部材により構成し、カ
ニユーレの断面積（こ対してカゴ状部材の外周面の包絡
する側孔面積をかなり大とすることを特徴とするカニユ
ーレ。」 、２同第１頁第１５行の「挿入し」の次に「又はあてが
っＪ　を加入する。 ３同第４頁の「第１表」を次のとおりに訂正する。 ［第１表 ＱＳ　　　ポンプにおいて設定したＱ　（’−ｍｉｎ−
１１Ｑｓ−ｆ・ΔＶ　　　−リー（２） Ｓ□　　カニユーレの心臓・血管への挿入部の側孔面積
（ｃｍ２） Ｓ□′　　カニユーレの心臓・血管への挿入部の側面積
（ｃｍ”）　Ｓ□′〉Ｓ□ ８２　　カニユーレ・チューブの流路断面積（ｃｍ２）
Ｗ　　体重＋１（り） ｆ　　　ポンプの拍動数（ｍｉｎ”−’）Δ■　　人工
心室容積変化量（１）

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. Ｌ　生体管状組織に挿入して生理液体を吸引するための
   カニユーレにおいて、生理液体の吸ヴ１時に管状組織が
   カニユーレの先端部に密着するのを阻止する手段を設け
   、この手段をカニユーレの先端部にその前方に向けて突
   出させて配置され、がっ充分な強度及び剛性を有する線
   状材よりなるカゴ状部材により構成しくカニユーレの断
   面積に対してカゴ状部材の外周面の包絡する側孔面積を
   かなり大とすることを特徴とするカニユーレ。