JPS61213057A - 医療用の流体導管用コネクタ - Google Patents
医療用の流体導管用コネクタInfo
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- JPS61213057A JPS61213057A JP60055199A JP5519985A JPS61213057A JP S61213057 A JPS61213057 A JP S61213057A JP 60055199 A JP60055199 A JP 60055199A JP 5519985 A JP5519985 A JP 5519985A JP S61213057 A JPS61213057 A JP S61213057A
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- B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
- B29C66/00—General aspects of processes or apparatus for joining preformed parts
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- B29C66/63—Internally supporting the article during joining
- B29C66/636—Internally supporting the article during joining using a support which remains in the joined object
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- B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
- B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
- B29C65/00—Joining or sealing of preformed parts, e.g. welding of plastics materials; Apparatus therefor
- B29C65/56—Joining or sealing of preformed parts, e.g. welding of plastics materials; Apparatus therefor using mechanical means or mechanical connections, e.g. form-fits
- B29C65/565—Joining or sealing of preformed parts, e.g. welding of plastics materials; Apparatus therefor using mechanical means or mechanical connections, e.g. form-fits involving interference fits, e.g. force-fits or press-fits
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- B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
- B29C66/00—General aspects of processes or apparatus for joining preformed parts
- B29C66/70—General aspects of processes or apparatus for joining preformed parts characterised by the composition, physical properties or the structure of the material of the parts to be joined; Joining with non-plastics material
- B29C66/73—General aspects of processes or apparatus for joining preformed parts characterised by the composition, physical properties or the structure of the material of the parts to be joined; Joining with non-plastics material characterised by the intensive physical properties of the material of the parts to be joined, by the optical properties of the material of the parts to be joined, by the extensive physical properties of the parts to be joined, by the state of the material of the parts to be joined or by the material of the parts to be joined being a thermoplastic or a thermoset
- B29C66/731—General aspects of processes or apparatus for joining preformed parts characterised by the composition, physical properties or the structure of the material of the parts to be joined; Joining with non-plastics material characterised by the intensive physical properties of the material of the parts to be joined, by the optical properties of the material of the parts to be joined, by the extensive physical properties of the parts to be joined, by the state of the material of the parts to be joined or by the material of the parts to be joined being a thermoplastic or a thermoset characterised by the intensive physical properties of the material of the parts to be joined
- B29C66/7316—Surface properties
- B29C66/73161—Roughness or rugosity
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- Mechanical Engineering (AREA)
- Joints With Sleeves (AREA)
- Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
イ、産業上の利用分野
本発明は流体導管用コネクタ、例えば人工心臓用の血液
ポンプ装置に好適なコネクタに関するものである。
ポンプ装置に好適なコネクタに関するものである。
口、従来技術
近年、関心手術やその他の手術の際に、体外において補
助的かつ一時的に心臓の機能を代替するための人工心臓
の開発が進められている。例えば第９図に示すように、
生体の心１！１ｉｌｏの右心房と肺動脈との間や、左心
房と大動脈との間に夫々サック型血液ポンプ装置１１が
連結される。このような血液ポンプ装置は、我国でも世
界に先がけて研究されており、補助心臓として既に臨床
応用にも実施されている。
助的かつ一時的に心臓の機能を代替するための人工心臓
の開発が進められている。例えば第９図に示すように、
生体の心１！１ｉｌｏの右心房と肺動脈との間や、左心
房と大動脈との間に夫々サック型血液ポンプ装置１１が
連結される。このような血液ポンプ装置は、我国でも世
界に先がけて研究されており、補助心臓として既に臨床
応用にも実施されている。
この血液ポンプ装置１１はサック型と称されるものであ
り、第１０図に明示するように、主として耐圧性（たと
えばポリカーボネートあるいはポリウレタン製）のハウ
ジングアウターケース１と、このハウジングアウターケ
ース内に気密に収納される偏平袋状のサック型の血液チ
ャンバー２とから成る。この血液チャンバー２の上部に
は、血液チャンバーに連通して血液導入管３と血液排出
管４とが上向きにかつ略々平行に形成されている。血液
チャンバ一部の上部周囲には、ハウジングの一部をなす
フランジ部５を設けてあり、このフランジ部によって血
液チャンバーはハウジングアウターケース１内に気密に
収納される。また、血液導入管３と血液排出管４との各
内部には、血液１７の逆流を防止する人工の逆止弁６．
７がリング状弁座２０を介して装着してあり、これによ
り、血液導入管３から血液チャンバー２内に導入された
血液１７は、血液排出管４より抽出されるようになって
いる。血液の拍出は、ハウジングアウターケースｌの底
部に設けられたボート８を通じて流体、例えば圧縮空気
及び減圧空気の導入、排出を交互に行い、血液チャンバ
ー外圧の変化に伴って血液チャンバーが膨張、収縮をく
り返すことによってなされるものである。生体の心臓に
結合された各カニユーレ１２と血液チャンバー２側の各
血液導管３及び４とは、各円管状コネクタ１３の両端部
からその中央位置に設けたリング状フランジ１４の位置
まで夫々挿入される。
り、第１０図に明示するように、主として耐圧性（たと
えばポリカーボネートあるいはポリウレタン製）のハウ
ジングアウターケース１と、このハウジングアウターケ
ース内に気密に収納される偏平袋状のサック型の血液チ
ャンバー２とから成る。この血液チャンバー２の上部に
は、血液チャンバーに連通して血液導入管３と血液排出
管４とが上向きにかつ略々平行に形成されている。血液
チャンバ一部の上部周囲には、ハウジングの一部をなす
フランジ部５を設けてあり、このフランジ部によって血
液チャンバーはハウジングアウターケース１内に気密に
収納される。また、血液導入管３と血液排出管４との各
内部には、血液１７の逆流を防止する人工の逆止弁６．
７がリング状弁座２０を介して装着してあり、これによ
り、血液導入管３から血液チャンバー２内に導入された
血液１７は、血液排出管４より抽出されるようになって
いる。血液の拍出は、ハウジングアウターケースｌの底
部に設けられたボート８を通じて流体、例えば圧縮空気
及び減圧空気の導入、排出を交互に行い、血液チャンバ
ー外圧の変化に伴って血液チャンバーが膨張、収縮をく
り返すことによってなされるものである。生体の心臓に
結合された各カニユーレ１２と血液チャンバー２側の各
血液導管３及び４とは、各円管状コネクタ１３の両端部
からその中央位置に設けたリング状フランジ１４の位置
まで夫々挿入される。
上記の如き補助心臓において、血液凝固（血栓）を防ぐ
ためにヘパリン等の抗凝固剤の使用が一般に行なわれて
いるが、上記した公知のコネクタ１３を用いた場合には
、ヘパリン等を使用しても導管の連結部分に血栓が生じ
易いことが判明した。しかも、ヘパリン等の使用により
、却って出血傾向（血液凝固機能の低下）が生じ、この
傾向は特に平均線流速が１０〜２０ｃｍ／ｓｅｃ以下と
、低流量で長期使用の場合に顕著となるので、低流量下
でもヘパリン等を用いないでかつ血栓が生じないものが
要望されている。
ためにヘパリン等の抗凝固剤の使用が一般に行なわれて
いるが、上記した公知のコネクタ１３を用いた場合には
、ヘパリン等を使用しても導管の連結部分に血栓が生じ
易いことが判明した。しかも、ヘパリン等の使用により
、却って出血傾向（血液凝固機能の低下）が生じ、この
傾向は特に平均線流速が１０〜２０ｃｍ／ｓｅｃ以下と
、低流量で長期使用の場合に顕著となるので、低流量下
でもヘパリン等を用いないでかつ血栓が生じないものが
要望されている。
従来のコネクタ１３においては、その形状や寸法等につ
いて血栓防止との関連で充分に検討がなされていない。
いて血栓防止との関連で充分に検討がなされていない。
このため、例えば第１１図に示すように、連結されるべ
き血液導管１２（図面ではカニユーレを示したが、他方
の血液ポンプ側の血液導入又は排出管についても同様。
き血液導管１２（図面ではカニユーレを示したが、他方
の血液ポンプ側の血液導入又は排出管についても同様。
）とコネクタ１３との間に血液流の滞留部分２０が生じ
、この滞留部分において特に血液流量（流速）が低下し
たときに血栓がリング状に生成される。また、第１２図
に示すように、コネクタ１３の開口端エツジ２１の肉厚
が大きいと、ここでもやはり段差２２が生じ、血液の滞
留による血栓が不可避的に生じてしまう。更にまた、コ
ネクタ１３の内面（血液流路面）に存在するミクロな凹
凸も、血小板粒子の付着が生じ易く、凝固因子が活性化
されて血栓の原因となることも分かっている。
、この滞留部分において特に血液流量（流速）が低下し
たときに血栓がリング状に生成される。また、第１２図
に示すように、コネクタ１３の開口端エツジ２１の肉厚
が大きいと、ここでもやはり段差２２が生じ、血液の滞
留による血栓が不可避的に生じてしまう。更にまた、コ
ネクタ１３の内面（血液流路面）に存在するミクロな凹
凸も、血小板粒子の付着が生じ易く、凝固因子が活性化
されて血栓の原因となることも分かっている。
ハ０発明の目的
本発明の目的は、血栓等を充分に防止し得る形状及びサ
イズを有し、かつ強度や信頼性等も優れたコネクタを提
供するものである。
イズを有し、かつ強度や信頼性等も優れたコネクタを提
供するものである。
二０発明の構成及びその作用効果
即ち、本発明は、複数の流体導管を互いに連結するのに
用いられる流体導管用コネクタにおいて、コネクタ開口
端の外径をＤｃ、連結領域での前記流体導管の内径をＤ
ｔ、前記コネクタ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍ＋＊１ ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μＩ
以下であることを特徴とする流体導管用コネクタに係る
ものである。
用いられる流体導管用コネクタにおいて、コネクタ開口
端の外径をＤｃ、連結領域での前記流体導管の内径をＤ
ｔ、前記コネクタ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍ＋＊１ ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μＩ
以下であることを特徴とする流体導管用コネクタに係る
ものである。
また、本発明は、複数の流体導管を互いに連結するのに
用いられ、内側を流れる流体の物理量を計測する計測部
を有する流体導管用コネクタにおいて、コネクタ開口端
の外径をＤｃ、連結領域での前記流体導管の内径をＤｔ
、前記コネクタ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μｍ
以下、流体に面する前記計測部の電極とコネクタ内面と
の最大高低差が０．０２ｍｍ以下であることを特徴とす
る流体導管用コネクタも提供するものである。
用いられ、内側を流れる流体の物理量を計測する計測部
を有する流体導管用コネクタにおいて、コネクタ開口端
の外径をＤｃ、連結領域での前記流体導管の内径をＤｔ
、前記コネクタ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μｍ
以下、流体に面する前記計測部の電極とコネクタ内面と
の最大高低差が０．０２ｍｍ以下であることを特徴とす
る流体導管用コネクタも提供するものである。
ホ、実施例
以下、本発明を人工心臓用の血液ポンプ装置に適用した
実施例を第１図〜第８図について詳細に説明する。
実施例を第１図〜第８図について詳細に説明する。
本実施例による血液ポンプ装置用のコネクタは、基本的
には第１０図に示した如き従来のものと同様の円管状の
外観形状を呈している（但し、フランジ１４はなくても
よい。）が、注目すべきことは第１図に示すように、円
管状コネクタ３３と、このコネクタに連結されるべき血
液導管（例えばカニユーレ１２：他端側の血液ポンプの
血液導入又は排出管も同じである。）とが、次の関−係
式で示される寸法形状に作製されていることである。即
ち、コネクタ開口端３１の外径をＤｃ、導管連結領域で
の導管１２の内径をＤｔ、コネクタ開口端３１の肉厚を
ｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｎｍ であり、かつコネクタ内面の最大表面粗さＲｍが１μｍ
以下であることが必須不可欠である。更には、内面がテ
ーパー面に形成されたコネクタ端部のなす角度θは、θ
≦１０″であるのが望ましい。
には第１０図に示した如き従来のものと同様の円管状の
外観形状を呈している（但し、フランジ１４はなくても
よい。）が、注目すべきことは第１図に示すように、円
管状コネクタ３３と、このコネクタに連結されるべき血
液導管（例えばカニユーレ１２：他端側の血液ポンプの
血液導入又は排出管も同じである。）とが、次の関−係
式で示される寸法形状に作製されていることである。即
ち、コネクタ開口端３１の外径をＤｃ、導管連結領域で
の導管１２の内径をＤｔ、コネクタ開口端３１の肉厚を
ｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｎｍ であり、かつコネクタ内面の最大表面粗さＲｍが１μｍ
以下であることが必須不可欠である。更には、内面がテ
ーパー面に形成されたコネクタ端部のなす角度θは、θ
≦１０″であるのが望ましい。
以下に、これらのパラメータ及びその数値範囲の限定理
由を説明するが、これらは本発明者が鋭意研究を重ねた
結果導びき出し得たものである。
由を説明するが、これらは本発明者が鋭意研究を重ねた
結果導びき出し得たものである。
（１） （Ｄｔ ／Ｄｃ ）について
この比がコネクタの性能を決める最重要な条件の１つで
あって、第２図及び第３図に示すようにコネクタ３３に
カニユーレ１２及び血液導入管３を連結した際、上記の
比が０．８５よりも小さいと第１１図に示した如き滞留
部分２０が増えて血栓が生成し、かつ上記の比が０．９
９よりも大きいとカニユーレ１２及び血液導入管３がコ
ネクタ３３から抜は易くなりしかも密着面３２における
密着性が悪くてここから外部の空気を血流内へ吸い込み
、塞栓を引起こす恐れがある。従来のコネクタにおいて
は特に、上記の比が小さめに（即ち、０．８５未満に）
なされているので、密着性に問題はないが、上記の如く
に血液滞留による血栓をなくすことができない。
あって、第２図及び第３図に示すようにコネクタ３３に
カニユーレ１２及び血液導入管３を連結した際、上記の
比が０．８５よりも小さいと第１１図に示した如き滞留
部分２０が増えて血栓が生成し、かつ上記の比が０．９
９よりも大きいとカニユーレ１２及び血液導入管３がコ
ネクタ３３から抜は易くなりしかも密着面３２における
密着性が悪くてここから外部の空気を血流内へ吸い込み
、塞栓を引起こす恐れがある。従来のコネクタにおいて
は特に、上記の比が小さめに（即ち、０．８５未満に）
なされているので、密着性に問題はないが、上記の如く
に血液滞留による血栓をなくすことができない。
従うて、０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９とするこ
とによってはじめて、コネクタに対する管の密着性を良
好にすると同時に血栓を防止することが可能となったの
である。
とによってはじめて、コネクタに対する管の密着性を良
好にすると同時に血栓を防止することが可能となったの
である。
なお、（Ｄｔ／Ｄｃ）は更に、０．９０≦（Ｄｔ ／Ｄ
ｃ）≦０．９８とするのが望ましいが、これは、この比
が０．９８以内であれば導管のコネクタに対する密着性
が更に充分となり、かつ０．９０以上であるために血液
滞留も大幅に減るからである。
ｃ）≦０．９８とするのが望ましいが、これは、この比
が０．９８以内であれば導管のコネクタに対する密着性
が更に充分となり、かつ０．９０以上であるために血液
滞留も大幅に減るからである。
また、（Ｄｔ／Ｄｃ）が０．９０以上のときには、第４
図に示すように、コネクタ３３の外面に抜は防止と空気
の吸い込み防止とを兼ねた適当な突起３４を一体に設け
ることが望ましい。この突起３４はリング状であってよ
いし、断面形状も種々とり得る。
図に示すように、コネクタ３３の外面に抜は防止と空気
の吸い込み防止とを兼ねた適当な突起３４を一体に設け
ることが望ましい。この突起３４はリング状であってよ
いし、断面形状も種々とり得る。
コネクタ３３の開口端側の内面にはテーパー３５を付け
たが、このテーパーがコネクタの外面に設けられている
場合にはカニユーレ１２の密着力を高めるために上記の
如き突起３４を設けるのが効果的である。
たが、このテーパーがコネクタの外面に設けられている
場合にはカニユーレ１２の密着力を高めるために上記の
如き突起３４を設けるのが効果的である。
（２）、ｄについて
コネクタ開口端３１の厚みｄは０．０２ｎ＋ｎ＋≦ｄ≦
０．ＩＱｍｍとすべきであるが、これは、０．０２ｍｎ
＋未満だと肉厚が薄すぎて同部分がシャープに（鋭く）
なりすぎ、血液滞留は少なくはなってもカニユーレをコ
ネクタに嵌め込むときにカニユーレ側の内面を傷付けて
この部分での血栓を助長したり、或いはカニユーレ内面
にコーティングした抗血栓性材料の被膜を損傷して血栓
の原因となるからである。このことは、コネクタが硬質
の材料、例えば金属からなっている場合に生じ易い。ま
た、コネクタをプラスチックで形成した場合には、その
開口端をあまり過度にシャープにすると、同部分の機械
的強度が不足し、カニユーレ等の嵌め込み時に変形して
血栓生成の原因となり、或いは射出成形の際に開口端の
肉薄部分において内部歪が残留し、成形後にミクロクラ
ックが生じる原因となる。
０．ＩＱｍｍとすべきであるが、これは、０．０２ｍｎ
＋未満だと肉厚が薄すぎて同部分がシャープに（鋭く）
なりすぎ、血液滞留は少なくはなってもカニユーレをコ
ネクタに嵌め込むときにカニユーレ側の内面を傷付けて
この部分での血栓を助長したり、或いはカニユーレ内面
にコーティングした抗血栓性材料の被膜を損傷して血栓
の原因となるからである。このことは、コネクタが硬質
の材料、例えば金属からなっている場合に生じ易い。ま
た、コネクタをプラスチックで形成した場合には、その
開口端をあまり過度にシャープにすると、同部分の機械
的強度が不足し、カニユーレ等の嵌め込み時に変形して
血栓生成の原因となり、或いは射出成形の際に開口端の
肉薄部分において内部歪が残留し、成形後にミクロクラ
ックが生じる原因となる。
また、上記ｄが０．１０ｍｍを越えると、第１２図に示
した如くに段差２２が大きくなり、血栓が増加してしま
うので、ｄは０．１０ｍｎ＋以下とすべきである。
した如くに段差２２が大きくなり、血栓が増加してしま
うので、ｄは０．１０ｍｎ＋以下とすべきである。
従来のコネクタでは、ｄが０．１０ｍｍを越え、厚すぎ
るので血栓が生じ易いが、これは上記した如き肉薄化に
よる強度低下等を防ぐことのみを意図していたからであ
ると考えられる。
るので血栓が生じ易いが、これは上記した如き肉薄化に
よる強度低下等を防ぐことのみを意図していたからであ
ると考えられる。
なお、コネクタ開口端３１については、上記のｄに加え
て、その開口端部のなす角度（即ち、テーパー３５の角
度）θは、θ≦１０″とし、テーパー面３５をスムーズ
な曲線又は直線形状とするのが効果的である。このテー
パー角θは血液流の剥離を起こさぬように小さめに設定
するのが好ましい（通常は政変とする。）が、加工性、
物性、デザイン上の制約及び血栓防止の観点から１０″
以内とするのがよい。コネクタ３３の厚みｔは０６３〜
２ｍｍとしてよく、材質によって異なるが、ステンレス
等の金属の場合には例えば０．５ｎ＋ｍ程度で、プラス
チックの場合には例えば１ 、５ｍｍ程度で用いられて
よい。
て、その開口端部のなす角度（即ち、テーパー３５の角
度）θは、θ≦１０″とし、テーパー面３５をスムーズ
な曲線又は直線形状とするのが効果的である。このテー
パー角θは血液流の剥離を起こさぬように小さめに設定
するのが好ましい（通常は政変とする。）が、加工性、
物性、デザイン上の制約及び血栓防止の観点から１０″
以内とするのがよい。コネクタ３３の厚みｔは０６３〜
２ｍｍとしてよく、材質によって異なるが、ステンレス
等の金属の場合には例えば０．５ｎ＋ｍ程度で、プラス
チックの場合には例えば１ 、５ｍｍ程度で用いられて
よい。
こうした材質によって、上記したｄやθを決めることが
望ましい。
望ましい。
（３）、最大内面粗さＲｎ＋について
円管状コネクタ３３の使用に際し、特に血液の平均線流
速が１０〜２０ｃｍ／ｓｅｃ以下と低流量の場合にヘパ
リン等の抗凝固療法なしで使用すると、触針式粗さ計で
測定して、コネクタ内面の最大表面粗さＲＩｌｌは１μ
ｍを超えると血栓生成が見られ、３μｍ以上であれば血
栓生成が高頻度にみられるが、同粗さを１μｍ以下とす
れば血栓は生じない。即ち、血栓生成の原因は２〜３μ
ｍの血小板粒子の付着と、フィブリンの生成によるもの
であるが、コネクタ内面の最大表面粗さＲ１１が１μｌ
以下では同内面での凹凸が小さいために滞留が起きず、
凝固因子系の活性化が抑制されるためである。
速が１０〜２０ｃｍ／ｓｅｃ以下と低流量の場合にヘパ
リン等の抗凝固療法なしで使用すると、触針式粗さ計で
測定して、コネクタ内面の最大表面粗さＲＩｌｌは１μ
ｍを超えると血栓生成が見られ、３μｍ以上であれば血
栓生成が高頻度にみられるが、同粗さを１μｍ以下とす
れば血栓は生じない。即ち、血栓生成の原因は２〜３μ
ｍの血小板粒子の付着と、フィブリンの生成によるもの
であるが、コネクタ内面の最大表面粗さＲ１１が１μｌ
以下では同内面での凹凸が小さいために滞留が起きず、
凝固因子系の活性化が抑制されるためである。
以上に述べた（１）〜（３）の条件によって、コネクタ
として、血栓生成がなくかつ強度や成形、信頼性等の面
でも極めて有利なものを提供できる。この結果、たとえ
低流量で使用しても、抗凝固療法なしで（或いは抗凝固
剤の量を減らして）長期に亘って良好な性能を維持する
ことが可能となる０例えば、本例のコネクタに内径１３
〜１６ｍｍの血液導管を連結した場合、抗凝固療法（ヘ
パリンの塗布等）なしで１力月間２，０１ ／ｗｉｎの
低流量で使用したときでも血栓が生じず、臨床使用上非
常に安全な状態で使用可能となることが確認されている
。
として、血栓生成がなくかつ強度や成形、信頼性等の面
でも極めて有利なものを提供できる。この結果、たとえ
低流量で使用しても、抗凝固療法なしで（或いは抗凝固
剤の量を減らして）長期に亘って良好な性能を維持する
ことが可能となる０例えば、本例のコネクタに内径１３
〜１６ｍｍの血液導管を連結した場合、抗凝固療法（ヘ
パリンの塗布等）なしで１力月間２，０１ ／ｗｉｎの
低流量で使用したときでも血栓が生じず、臨床使用上非
常に安全な状態で使用可能となることが確認されている
。
上述したコネクタ３３は種々の材料から作製できる。材
質としては、ステンレス鋼、真ちゅう、キタン、ジュラ
ルミン等の金属、これら金属の内面にポリマー、他の金
属、金属化合物、ＴｉＮ等をコーティングしたものや、
クロムメッキしたもの等が挙げられる。また、ポリスル
ホン、ポリエーテルスルホン、ポリメチルメタクリレー
ト、ポリカーボネート、ポリ塩化ビニル、ポリウレタン
、ナイロン、ポリフッ化エチレン、ポリエステル、ポリ
エチレン、ポリプロピレン、ポリ−４−メチルペンテン
−１等のポリオレフィン、エポキシ樹脂等のプラスチッ
ク又は高分子材料も使用可能であるが、ショアＡ硬度が
７０以上のものであることが望ましい。更には、上記し
た金属とプラスチックとの複合体又は混成体でコネクタ
を構成してよい。
質としては、ステンレス鋼、真ちゅう、キタン、ジュラ
ルミン等の金属、これら金属の内面にポリマー、他の金
属、金属化合物、ＴｉＮ等をコーティングしたものや、
クロムメッキしたもの等が挙げられる。また、ポリスル
ホン、ポリエーテルスルホン、ポリメチルメタクリレー
ト、ポリカーボネート、ポリ塩化ビニル、ポリウレタン
、ナイロン、ポリフッ化エチレン、ポリエステル、ポリ
エチレン、ポリプロピレン、ポリ−４−メチルペンテン
−１等のポリオレフィン、エポキシ樹脂等のプラスチッ
ク又は高分子材料も使用可能であるが、ショアＡ硬度が
７０以上のものであることが望ましい。更には、上記し
た金属とプラスチックとの複合体又は混成体でコネクタ
を構成してよい。
なお、上記において、血液流路面には抗血栓材を塗布し
てよいが１．使用する抗血栓材としては、ポリジメチル
シロキサン、ポリエーテル系ポリウレタン−ポリジメチ
ルシロキサンのブロック共重合体、セグメント化ポリウ
レタン等がある。
てよいが１．使用する抗血栓材としては、ポリジメチル
シロキサン、ポリエーテル系ポリウレタン−ポリジメチ
ルシロキサンのブロック共重合体、セグメント化ポリウ
レタン等がある。
第５図及び第６図は、本発明の第２の実施例を示すもの
である。
である。
この例によれば、コネクタ４３の開口端３１及びその付
近の形状、サイズ（即ち、上述した（Ｄｔ ／Ｄｃ）、
ｄ、θや内面粗さＲｍは、第１図で述べたものと同じで
あるので、説明を省略するが、ここでは更に、コネクタ
に電磁血流計４０を内蔵させている。即ち、コネクタ４
３の中央部において、電磁石としてのコイル４１と電極
４２とが埋設されていて、コネクタ内の血液に触れる電
極４２と電磁石との組合せで血流量を測定できるように
構成されている。
近の形状、サイズ（即ち、上述した（Ｄｔ ／Ｄｃ）、
ｄ、θや内面粗さＲｍは、第１図で述べたものと同じで
あるので、説明を省略するが、ここでは更に、コネクタ
に電磁血流計４０を内蔵させている。即ち、コネクタ４
３の中央部において、電磁石としてのコイル４１と電極
４２とが埋設されていて、コネクタ内の血液に触れる電
極４２と電磁石との組合せで血流量を測定できるように
構成されている。
このコネクタ４３は電磁血流計プローブとしての機能を
有していて、第１図に示したコネクタ３３のもつ利点も
有してはいるが、上記電極４２が血液流路に面していて
、第６図に誇張して示すようにコネクタ内面との間に段
差りが存在している。通常は、コネクタ内面を研磨して
平滑処理がなされるが、電極４２とコネクタ４３とには
硬度差があるために、例えばコネクタ４３が研磨され易
い場合には第６図に示した如き段差りが生じ易くなる。
有していて、第１図に示したコネクタ３３のもつ利点も
有してはいるが、上記電極４２が血液流路に面していて
、第６図に誇張して示すようにコネクタ内面との間に段
差りが存在している。通常は、コネクタ内面を研磨して
平滑処理がなされるが、電極４２とコネクタ４３とには
硬度差があるために、例えばコネクタ４３が研磨され易
い場合には第６図に示した如き段差りが生じ易くなる。
このため、この段差りの部分にリング状に血栓が生じ易
いが、その段差（又はコネクタ内面との最大高低差）ｈ
をｈ≦０．０２ｍｍ （２０μｍ ）と小さくなるよう
に制御すれば、血栓が大幅に減少することが判明した。
いが、その段差（又はコネクタ内面との最大高低差）ｈ
をｈ≦０．０２ｍｍ （２０μｍ ）と小さくなるよう
に制御すれば、血栓が大幅に減少することが判明した。
第７図に示す電磁血流針プローブの構造は、血流計４０
の部分を樹脂（例えばエポキシ樹脂）５０で形成し、こ
の樹脂部分を両側から金属（例えばステンレス網） ５
１．５２でエポキシ樹脂等を介して挟着したコネクタ５
３である。
の部分を樹脂（例えばエポキシ樹脂）５０で形成し、こ
の樹脂部分を両側から金属（例えばステンレス網） ５
１．５２でエポキシ樹脂等を介して挟着したコネクタ５
３である。
この構造によれば、コネクタの両開口端側の部分５１．
５２をステンレス等の金属で形成しているので強度が大
きく、従って開口端のエツジの肉厚（上述゛のｄ）を薄
くしたり、テーパー角（上述のθ）を小さくすることが
可能であり、性能が良好となる。一方、血流計４０の部
分はエポキシ樹脂等の樹脂５０で固めであるが、樹脂で
あることから血流計の埋め込みは容易である。しかも、
コネクタ全体を樹脂で構成する場合は、例えばエポキシ
樹脂の場合に開口端エツジが欠は易いが、これは金属部
分５１．５２を用いることにより防止される。なお、こ
の例においても、電極４２とコネクタ内面との段差（上
述のｈ）は２０μｍ以下とすると、血栓を充二分に防止
できる。
５２をステンレス等の金属で形成しているので強度が大
きく、従って開口端のエツジの肉厚（上述゛のｄ）を薄
くしたり、テーパー角（上述のθ）を小さくすることが
可能であり、性能が良好となる。一方、血流計４０の部
分はエポキシ樹脂等の樹脂５０で固めであるが、樹脂で
あることから血流計の埋め込みは容易である。しかも、
コネクタ全体を樹脂で構成する場合は、例えばエポキシ
樹脂の場合に開口端エツジが欠は易いが、これは金属部
分５１．５２を用いることにより防止される。なお、こ
の例においても、電極４２とコネクタ内面との段差（上
述のｈ）は２０μｍ以下とすると、血栓を充二分に防止
できる。
次に、本発明によるコネクタを使用した具体的な実施例
を比較例と共に説明する。
を比較例と共に説明する。
１〜１２、 ９１〜９
各種コネクタを用いて、４０ｍｊ２のストローク容量を
もつ血液ポンプとカニユーレとを連結し、ヤギによる左
心バイパス実験を行って評価した。血液ポンプ側の血液
導入又は排出管とカニユーレとの各内径は１４．４ｍｍ
φとした。所定の流量で一定期間経過後にポンプとコネ
クタを取外して交換する方法を採用した。取外し後、血
栓生成の様子を観察した。
もつ血液ポンプとカニユーレとを連結し、ヤギによる左
心バイパス実験を行って評価した。血液ポンプ側の血液
導入又は排出管とカニユーレとの各内径は１４．４ｍｍ
φとした。所定の流量で一定期間経過後にポンプとコネ
クタを取外して交換する方法を採用した。取外し後、血
栓生成の様子を観察した。
結果を第８図にまとめて示した。但し、第８図中、血液
の状態のＡＣＴとは賦活全血凝固時間（秒）であり、Ｈ
ｔとはヘマトクリット値（％）である、また、血液導管
はカニユーレ又は血液導入又は排出管を意味する。
の状態のＡＣＴとは賦活全血凝固時間（秒）であり、Ｈ
ｔとはヘマトクリット値（％）である、また、血液導管
はカニユーレ又は血液導入又は排出管を意味する。
第８図の結果によれば、コネクタと血液導管とのサイズ
比： （Ｄｔ ／Ｄｃ ）を０．８５〜０．９９とす
れば、血栓量を大幅に減少させ、血液導管の密着性を充
分にすることができる。また、コネクタ開口端の肉厚ｄ
も本発明に基いて０．０２〜０．１（ｌｏｗ＋とするこ
とにより、血栓を大幅に減少させること、及びコネクタ
の内面粗さＲ＋ｌを１μｍ以下とすることにより、血栓
量を大きく減らせることが明らかである。
比： （Ｄｔ ／Ｄｃ ）を０．８５〜０．９９とす
れば、血栓量を大幅に減少させ、血液導管の密着性を充
分にすることができる。また、コネクタ開口端の肉厚ｄ
も本発明に基いて０．０２〜０．１（ｌｏｗ＋とするこ
とにより、血栓を大幅に減少させること、及びコネクタ
の内面粗さＲ＋ｌを１μｍ以下とすることにより、血栓
量を大きく減らせることが明らかである。
止較奥用
ストローク容量４０ｍｊｌの拍動型血液ポンプ（血液導
入及び排出管の内径１４ｍｍψ）に、外径１６ｍｍ、厚
み１ 、５ｍ＋ｓで、端部のテーパーがなく、電極周辺
の段差りが０．１５ａａ＋の市販の電磁流量計プローブ
を装着し、ヤギの左肩−大動脈管にバイパス的につなぎ
こみ、血流量１．８１１７分で１週間、ヘパリン非使用
下で使用したところ、プローブと血液導入、排出管部分
の境界部分にリング状の血栓が生成した。また、電極周
辺にも微細な円弧状の血栓が生成していた。
入及び排出管の内径１４ｍｍψ）に、外径１６ｍｍ、厚
み１ 、５ｍ＋ｓで、端部のテーパーがなく、電極周辺
の段差りが０．１５ａａ＋の市販の電磁流量計プローブ
を装着し、ヤギの左肩−大動脈管にバイパス的につなぎ
こみ、血流量１．８１１７分で１週間、ヘパリン非使用
下で使用したところ、プローブと血液導入、排出管部分
の境界部分にリング状の血栓が生成した。また、電極周
辺にも微細な円弧状の血栓が生成していた。
裏施■旦
コネクタ内面の最大粗さＲｍが１μｍ以下（Ｄｔ ／Ｄ
ａ ） ＝０．９２、端部の厚さｄ ＝０．０８ｍｍ。
ａ ） ＝０．９２、端部の厚さｄ ＝０．０８ｍｍ。
電極周辺の段差りが最大０．０２ｍｍ、テーパー角θ＝
８°のエポキシ樹脂プローブを比較例１０と同一条件で
テストしたところ、血栓は目視にて見い出せなかった。
８°のエポキシ樹脂プローブを比較例１０と同一条件で
テストしたところ、血栓は目視にて見い出せなかった。
端部を光学顕微鏡（５０倍）で観察したところ、円形端
面に沿ってエツジ部分が僅かに欠けており、その部分に
５０μｍ×１０μｍのミクロ血栓が生じていたが、ヤギ
の解剖検査では腎臓に遊離血栓による梗塞も認められず
、臨床的に許容範囲であると判断された。
面に沿ってエツジ部分が僅かに欠けており、その部分に
５０μｍ×１０μｍのミクロ血栓が生じていたが、ヤギ
の解剖検査では腎臓に遊離血栓による梗塞も認められず
、臨床的に許容範囲であると判断された。
去土適貝
血液導管との連結部分のみをステンレス鋼とし、電極部
分をエポキシ樹脂製とした以外は、実施例１３と同−寸
法及び同−内面粗さのプローブを製作し、同様に実験し
たところ、血栓は認められなかった。端部は５０倍に拡
大して観察したが、挿入時の変形も、製作時の欠けもな
く、ミクロ血栓は認められなかった。
分をエポキシ樹脂製とした以外は、実施例１３と同−寸
法及び同−内面粗さのプローブを製作し、同様に実験し
たところ、血栓は認められなかった。端部は５０倍に拡
大して観察したが、挿入時の変形も、製作時の欠けもな
く、ミクロ血栓は認められなかった。
以上、本発明を例示したが、上述した例は本発明の技術
的思想に基いて更に変形が可能である。
的思想に基いて更に変形が可能である。
例えば、上述のコネクタの形状、サイズ、構造等は種々
変更してよい。上述の内面側のテーパー３５の代りに外
面側に同様のテーパーを設けることもできる。また、上
述の電磁血流計以外にも、血液濃度計等の他の機能の付
いたコネクタとしてもよい。また、本発明はサック型以
外の血液ポンプ装置、例えばチューブラ−型、ダイヤフ
ラム型等にも当然用いられるものであり、更には人工心
臓以外にも例えば人工心肺等にも適用可能である。
変更してよい。上述の内面側のテーパー３５の代りに外
面側に同様のテーパーを設けることもできる。また、上
述の電磁血流計以外にも、血液濃度計等の他の機能の付
いたコネクタとしてもよい。また、本発明はサック型以
外の血液ポンプ装置、例えばチューブラ−型、ダイヤフ
ラム型等にも当然用いられるものであり、更には人工心
臓以外にも例えば人工心肺等にも適用可能である。
へ０発明の作用効果
本発明は、上述した如く、コネクタの形状及びサイズに
おいて、０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９．０．０
２ａ＋ｍ≦ｄ≦０．１（１ｗ＋ｍＳＲｍ≦１μ１１或い
は更にｈ≦０．０２＋ｍと特定範囲の条件に設定してい
るので、流体の滞留、偏流等を防止して血栓の生成等を
なくし、スムーズな流れを実現できると同時に、機械的
強度や導管の密着性等についても充分であるコネクタ、
又は物理量計測機能も有するコネクタを提供することが
できる。
おいて、０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９．０．０
２ａ＋ｍ≦ｄ≦０．１（１ｗ＋ｍＳＲｍ≦１μ１１或い
は更にｈ≦０．０２＋ｍと特定範囲の条件に設定してい
るので、流体の滞留、偏流等を防止して血栓の生成等を
なくし、スムーズな流れを実現できると同時に、機械的
強度や導管の密着性等についても充分であるコネクタ、
又は物理量計測機能も有するコネクタを提供することが
できる。
第１図〜第８図は本発明の実施例を示すものであって、
第１図はコネクタと流体導管との形状、寸法関係を説明
するための要部断面図、 第２図はコネクタに流体導管を嵌め込んだ状態の要部断
面図、 第３図は流体導管の連結状態の断面図、第４図は他の例
による第２図と同様の断面図、第５図は他の例による第
３図と同様の断面図、第６図は第５図の一部分の拡７大
図、 第７図は更に他の例による第３図と同様の断面図、 第８図は各種コネクタ毎の実験結果をまとめて示す表 である。 第９図〜第１２図は従来例を示すものであって、第９図
は血液ポンプ装置の使用状態を示す概略図、 第１０図は同血液ポンプ装置の分解斜視図、第１１図、
第１２図はコネクタに流体導管を嵌め込んだ状態の要部
断面図 である。 なお、図面に示した符号において、 ２−〜−−−−−−−−−−−−−血液チャンバー３−
−−−−−−−−−−−−−ｍｍ液導入管４−−−−−
−−−−−−−−−ｍｍ液排出管６．７−−−−−−−
人工弁（逆止弁）１２・−−−一一−−−−−−−−−
カニューレ１３．３３．４３．５３−−−−−−−−−
−−−−−−−コネクタ１ ’７−−−−−−−−・−
−−−ｍ−血液２０・−一−−−・−−−一一−−−−
滞留部分２２−−−−−−−−−−−−−−一段差３１
・・・−−−−−−−一−−・−開口端Ｄｃ・−−−−
−−−−−−・コネクタ開口端の外径Ｄｔ・−・−−−
−−−−・流体導管の内径ｄ・−−一一−−−−−−−
−−−−−コネクタ開口端の肉厚θ・−−−−一一−−
−−−−−−−−コネクタ開口端のテーパー角である。 代理人 弁理士 逢 坂 宏 第１図 第２図 第３図 第４図 第５図 第６図
するための要部断面図、 第２図はコネクタに流体導管を嵌め込んだ状態の要部断
面図、 第３図は流体導管の連結状態の断面図、第４図は他の例
による第２図と同様の断面図、第５図は他の例による第
３図と同様の断面図、第６図は第５図の一部分の拡７大
図、 第７図は更に他の例による第３図と同様の断面図、 第８図は各種コネクタ毎の実験結果をまとめて示す表 である。 第９図〜第１２図は従来例を示すものであって、第９図
は血液ポンプ装置の使用状態を示す概略図、 第１０図は同血液ポンプ装置の分解斜視図、第１１図、
第１２図はコネクタに流体導管を嵌め込んだ状態の要部
断面図 である。 なお、図面に示した符号において、 ２−〜−−−−−−−−−−−−−血液チャンバー３−
−−−−−−−−−−−−−ｍｍ液導入管４−−−−−
−−−−−−−−−ｍｍ液排出管６．７−−−−−−−
人工弁（逆止弁）１２・−−−一一−−−−−−−−−
カニューレ１３．３３．４３．５３−−−−−−−−−
−−−−−−−コネクタ１ ’７−−−−−−−−・−
−−−ｍ−血液２０・−一−−−・−−−一一−−−−
滞留部分２２−−−−−−−−−−−−−−一段差３１
・・・−−−−−−−一−−・−開口端Ｄｃ・−−−−
−−−−−−・コネクタ開口端の外径Ｄｔ・−・−−−
−−−−・流体導管の内径ｄ・−−一一−−−−−−−
−−−−−コネクタ開口端の肉厚θ・−−−−一一−−
−−−−−−−−コネクタ開口端のテーパー角である。 代理人 弁理士 逢 坂 宏 第１図 第２図 第３図 第４図 第５図 第６図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、複数の流体導管を互いに連結するのに用いられる流
体導管用コネクタにおいて、コネクタ開口端の外径をＤ
ｃ、連結領域での前記流体導管の内径をＤｔ、前記コネ
クタ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μｍ
以下であることを特徴とする流体導管用コネクタ。 ２、複数の流体導管を互いに連結するのに用いられ、内
側を流れる流体の物理量を計測する計測部を有する流体
導管用コネクタにおいて、コネクタ開口端の外径をＤｃ
、連結領域での前記流体導管の内径をＤｔ、前記コネク
タ開口端の肉厚をｄとすれば、 ０．８５≦（Ｄｔ／Ｄｃ）≦０．９９ ０．０２ｍｍ≦ｄ≦０．１０ｍｍ に設定され、かつコネクタ内面の最大表面粗さが１μｍ
以下、流体に面する前記計測部の電極とコネクタ内面と
の最大高低差が０．０２ｍｍ以下であることを特徴とす
る流体導管用コネクタ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60055199A JPS61213057A (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | 医療用の流体導管用コネクタ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60055199A JPS61213057A (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | 医療用の流体導管用コネクタ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61213057A true JPS61213057A (ja) | 1986-09-22 |
| JPH0563185B2 JPH0563185B2 (ja) | 1993-09-10 |
Family
ID=12992010
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60055199A Granted JPS61213057A (ja) | 1985-03-19 | 1985-03-19 | 医療用の流体導管用コネクタ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61213057A (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003052810A (ja) * | 2001-08-13 | 2003-02-25 | San Medical Gijutsu Kenkyusho:Kk | 血液ポンプ及び補助人工心臓 |
| JP2003320037A (ja) * | 2002-05-02 | 2003-11-11 | Kawasumi Lab Inc | 医療用具構成部品及び医療用具構成部品の接続方法 |
| JP2007307302A (ja) * | 2006-05-22 | 2007-11-29 | Jms Co Ltd | 医療用チューブと該医療用チューブと連結される医療用器具の連結部のコネクター |
| JP2014219080A (ja) * | 2013-05-10 | 2014-11-20 | 株式会社サンテック | ベローズ型管継手 |
| JP2015097616A (ja) * | 2013-11-19 | 2015-05-28 | 泉工医科工業株式会社 | 体外循環回路用のコネクタ |
| WO2017154527A1 (ja) * | 2016-03-08 | 2017-09-14 | テルモ株式会社 | 医療用具 |
| WO2018135639A1 (ja) * | 2017-01-20 | 2018-07-26 | テルモ株式会社 | 射出成形品及び医療用器具 |
-
1985
- 1985-03-19 JP JP60055199A patent/JPS61213057A/ja active Granted
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003052810A (ja) * | 2001-08-13 | 2003-02-25 | San Medical Gijutsu Kenkyusho:Kk | 血液ポンプ及び補助人工心臓 |
| JP2003320037A (ja) * | 2002-05-02 | 2003-11-11 | Kawasumi Lab Inc | 医療用具構成部品及び医療用具構成部品の接続方法 |
| JP2007307302A (ja) * | 2006-05-22 | 2007-11-29 | Jms Co Ltd | 医療用チューブと該医療用チューブと連結される医療用器具の連結部のコネクター |
| JP2014219080A (ja) * | 2013-05-10 | 2014-11-20 | 株式会社サンテック | ベローズ型管継手 |
| JP2015097616A (ja) * | 2013-11-19 | 2015-05-28 | 泉工医科工業株式会社 | 体外循環回路用のコネクタ |
| WO2017154527A1 (ja) * | 2016-03-08 | 2017-09-14 | テルモ株式会社 | 医療用具 |
| CN108601934A (zh) * | 2016-03-08 | 2018-09-28 | 泰尔茂株式会社 | 医疗用具 |
| JPWO2017154527A1 (ja) * | 2016-03-08 | 2019-01-17 | テルモ株式会社 | 医療用具 |
| EP3427788A4 (en) * | 2016-03-08 | 2019-11-27 | Terumo Kabushiki Kaisha | MEDICAL INSTRUMENT |
| US10751521B2 (en) | 2016-03-08 | 2020-08-25 | Terumo Kabushiki Kaisha | Medical instrument |
| WO2018135639A1 (ja) * | 2017-01-20 | 2018-07-26 | テルモ株式会社 | 射出成形品及び医療用器具 |
| JPWO2018135639A1 (ja) * | 2017-01-20 | 2019-11-07 | テルモ株式会社 | 射出成形品及び医療用器具 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0563185B2 (ja) | 1993-09-10 |
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