JPS6241666A - 体外循環肺補助用装置 - 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】 （産業上の利用分野） 本発明の血液リザーバを液体圧により膨張、収縮させて
血液の吸引および送血を自動制御するよう構成した、積
層型゛あるいは中空糸型の膜型人工肺を用いた体外循環
肺補助用装置に関するものである。本発明装置は肺機能
を短時間代行する人工心肺装置と異なり呼吸補助を長期
間（数日から数週間）安全に実施することができるため
急性呼吸不全の治療に用いられる。

（従来の技術とその問題点） 重症呼吸不全の治療に用いられる膜型人工肺は通常ダグ
ルポングシステムあるいけシングルポンプシステムによ
り使用きれる。シングルポンプシステムはダグルボンプ
シス）１ムよりも回路の全体の長さが短かくなり、グラ
イミングボリー？・ムが少なく、ｉＺｒ操作が簡単で誤
動作による危険が少ないなどの利点がある。第２かし、
シングルポンプシステムにおいてもさらにブライミング
ボリューＪ、の少ないル装置が特に新生県や小児用にけ
強く求めらノ１゛τい、、？）。

また体外循環中の生体側の条件は−・電では々２く脱血
の状態ｉり１、刻々変化す”るが回路に使う″ｆゴーブ
類し１、血管と異なり内容量の調節性がない。ＬＪ？−
かつ−１′１どの種の装置げｉ−いては、人工肺の流入
側に脱血回路、（ポンプ′の間の容積変化に対応−する
緩衝のカーめの血Ｗｅ　ＩＪザ・−バを介して送血ポン
プを介在さ、けた脱血回路、Ｊ：、その流出側に送血回
路とを接続１２でボンノ′にて体外循環を（ｊわせる方
式が一般に採用され（”いる。

ととるがかかる装置では脱血に」、り増加する体外循環
血液の余剰分を・貯える血液リリ′・ブ・′・の血液捕
集り：患にと血液リリ°・−バとの落差による脱血で行
われるがこの落差Ｃま通常１ｍ以上とられているため、
＋ｉｔ者を高い位置にあげで脱血を行う・外”央がある
１、そのため血液捕集に必要な回路が必然的に長くナリ
ブライミングボリコ−１，，が大きくなるという事態を
回避できない。また送血ポンプとｉ、、　−’７’：通
常用いられるロー”う式またはフィンガ一式のポンプは
ｔ−１・−ソまたはフィンガ・−によるｆユ・−プのし
ごき、押１．２つぶし７が白液損傷、特に血小板数の減
少や溶血現象に大きη影響を一′７ズ、るという間ＩＯ
がある。とのカニめｊｉｆｆ・−７またはフィンガ一式
のポンプに代えで剛性ハウ・ジソグ内に可撓性バッグを
収容１，７、こ−Ｊ１を空気ＥＥにより膨張、収縮させ
る方式のボ゛／］′が種々開精さ＃−＋、′いイ）。し
か１７こ第１らはいゴー５れも単に従来のポンプと置換
する脈動ポンプに°ノぎず、／”ノイミングボリーｒ、
−ムの減少に人きく寄与するものじｉｊなか′）か。ｌ
、かも従来の回路は複雑な〃−め多数のコオクタが用い
られているが、長期間の体外循環に４７・いては−エネ
クタ部でキト血・５る恐ノ１．があるり、め、−ズネク
タの数ンよ１１目ｉ１．な１．択り少〈ン゛る必要があ
る１、 （聞納ｒＡ点’！ｔ・ｕ＋；ｉｉｉｔる７’ｊ　メツ手
段′）１−、　′＃が：）　”’（本発明のＬ１的は体
外循環回路助にイζ可欠々、リリ゛・バで血液の送出を
行うことに上り口・〜′ｌポンノ°などを・使用１．．
．ＩＪ：いで、血液の損傷を招かず、１２、かも回路る
τ短＜　１．、、、、．１〕グライ°：ングボｌＪｒ、
・−Ａ　４ｉ、、減少、＼−］ト／Ｉ体外錆環躬ｊイ１
助用装置を提供？るζ−に、４・）る１ 本光１υ１（７）仙の］−１的ｔ、ｌ、「Ｉ′ｎ　ｉ夜
すサ′・−バと患汗ノーの間の、・（６、ｙ′：（ど７
−１１イ゛、旧）′１．血イ９必蒙ノー１．ない体外循
爛肺補助用装置を・１ｉ−供Ｊ゛ることに々）ろ。

、】うに本発明のＬ１的は高いベットが小要で患昔の監
視（η］便利力、体外楯Ｗ肺補助用装置を提供すること
にある１、 本発明の他の■的−１単純な体外循環回路によってフネ
クタの数を減少させて血液の滞溜を防止（７た醋血等の
ｉｔ、い安伶・な体外循環肺補助用装置を１ｐ供するこ
とにある３、 本発明はｐＨ１口１１６ハウジング内に可撓ｔイトの血
液リザー・バを収容１，７該ハウシング内に液体を出ｌ
〜入れて血液リリ゛・−バを膨を服収縮される？どに」
、り脱血と送血を繰り返す”ポンプ装置ｅを月４キ型人
−「肺の流入側に介在さλ１、／ｉ”１．脱血回路、と
、該膜型人下肺の流出側に接続り、／？−送血回路とを
−・本の力戸−戸ルに接続１．で体外循環回路を・形成
１．２、該ポンプ装置の））ウジングに該ポンプ装置３
１−ヘツ１゛差を設けて配置ｉ’Ｋ　ｊ＝１．カー１１
ｊＪ持、性の液体り（ｌ’・バを介在さゼか液体イＴ？
ｊ環回路を接続し２、かつ該液体リヂ・−バの膨張収縮
を検出する手段全備、くる７］ともに該検出手段より該
血液２りづ゛・・バの収縮時にｌｚｉ：ハ１４７ジング
空聞の減圧により血液リリ“・−バに血液を吸引）５，
７血液り村′・−バの膨張時にはハウジンク空間の加圧
により血液リヂ・・バから血液を排出Ｊろように流路、
を切替るよう構成し、たことを特徴とする体外（１ｉ環
肺補助用装置である、 （実施例） 次に本発明の体外循環肺補助用装置の−・′夫４．血例
を図面にて説明する。

第１図は本発明の脱血と送血を１本のカチ・−一一′ル
１４で交互に行うｔｏ−ａｎｔｉ　−ｆｒｏ方式の装置
の系統図であり、血液は患者（図示せず）の静脈または
動脈に挿入されたカテーテル１４から脱血回路り、に設
けられた交互に膨張収縮して脱血と送血を行う血液リザ
ーバ４からなるポンプ装置１を経て膜型人工肺２に供給
される。膜型人工肺にてガス交換された浄化血液は送血
回路Ｌ２からカテーテル１４患者に戻される。十分な脱
血量を得るにはカテーテルの先端を内腔の広い中心静脈
近くに挿入することが好ましい。そのためなるべく壁の
薄いカテーテルを用いることが好ましい。

ポンプ装置Ｉは剛性ハウジング５内に脱血回路Ｌ１の一
部を構成する膨張収縮可能な可焼性材料からなる血液リ
ザーバ４を収容して血液リザーバ４とハウジング５との
間に密閉空間９を形成している。該密閉空間内に液体を
供給または排出することにより密閉空間を加圧または減
圧して血液リザーバの膨張収縮を行わせ送血と脱血を行
う。上記血液リザーバ４は柔軟性の良好なシリコンゴム
、ポリウレタン、軟質塩ビ、ポリエーテル、天然マたは
合成ゴムから造られた袋状体あるいは管状体の形状を有
している。中でも扁平状の袋状体が好ましく用いられる
。この血液リザーバの膨張時の容積は治療目的あるいは
患者の状態により適宜決定することができるが通常−回
心拍出量相当の大きさ、例えば小児用で１０〜１６ｍ１
、大人用で５０〜８０ｒｎｌのものが好適に用いられる
。まだ血液リザーバを収容する剛性ハウジングの材料と
しては圧力によるハウジング内の容積が変化しない、伸
縮性の小さい材料が選ばれる。例えばポリプロピレン、
ポリエチレン、硬質塩ビ、ポリカーボネート、アクリル
、ポリスチレンなどのプラスチックまたは金属を用いる
ことができる。ハウジング内に収容した血液リザーバの
作°動状態を観察するためには透明なプラスチックを用
いることが好ましい。またこのハウジングは２つ割り構
造として使用時に血液リザーバを液密に収容する構造と
しても、血液リザーバと一体化した構造としてもよい。

上記ハウジングの上部にはエア抜き１０が設けられてい
る。

膜型人工肺２としては圧力変化により血液側の容を亦極
めて小さい積層型あるいは中空糸型が用いられる。特に
中空糸型は作製が容易で、かつ小型化しうる点で好まし
く用いられる。かかる人工肺に収容する分離膜としては
シリコーン系ポリマーよりなる均質膜およびポリプロピ
レン、ポリエチレン、ポリテトラフロロエチレン、ポリ
スルホンなどからなる多孔質膜を用いることができる。

中でも最近開発されたポリスルホンなどの多孔質膜の一
表面にシリコンの薄膜を被覆または多孔内にシリコンオ
イルを充填した膜は血漿成分の洩出かないため人工肺用
として好適である。１５は酸素の供給口であり、１６は
排出口である。

体外循環処理中に人工肺を交換するだめには複数の人工
肺を並例に接続しておくことが好ましい。

その際膜面積の異なる人工肺を接続しておくと患者の状
態に合せて適宜膜面積を減少させて最適な治療を行うこ
とができる。

液体リザーバ６は血液リザーバ４と同様に膨張収縮可能
な可撓性材料で造られており、この膨張時の容積は任意
の大きさのものが用いられる。

通常血液リザーバ４と同一の容積のものを用いることが
好ましい。本発明においては液体リザーバをポンプ装置
ｌとの間に落差を設けるようにポンプ装置より低位置に
配置することが重要であるかかる落差によりハウジンク
の密閉空間内に加圧充満された液体が排出されて液体リ
ザーバへ供給される。その法談密閉空間が陰圧となって
血液が血液リザーバ内に吸引されるのである。この落差
は通常９０〜１００ｃｌｎである。

液体リザーバ６内の液体をハウジングの密閉空間へ送液
するポンプ７としては作動停止時に加圧状態を維持でき
るローラポンプやプランジャポンプなどの容積形のポン
プを用いることが好ましい。

特に加圧時の脈動の少ない多ローラポンプが実用的であ
る。液体循環回路内に封入される液体は血液側に洩出し
ても危険のない液体、例えば脱気された減菌水、生理食
塩水、ブドウ糖液などを使用することが好ましい。この
液体は液体循環回路に設けられた注入口（図示せず）よ
り回路内入れられる。

（−７記而ｉイ（す１１゛・　バ４の膨張収箱ｉ（ｆ上
次（７）　、ｔ：　’５にイー［ｊ、− ，６５，、−むなわぢ面マ佼りｊ′・−？くを・収８ｉ
’＋　Ｌ、　ｒ’ｒ＝　＜ｑｌｌ　１イを夕・パｌ・°
ング：ｉ、１−可ｉ１１、も性の液体り１１゛　　バ６
を送液ポ、・−！゛７を介在さ士ｊ′イ扱続り、、　；
’７＝　Ｍｔ体回路丁−”　４　（’）、該液体間ｊＡ
？ｉに取−ｊｊｚ　Ｌ、、、ｓノｊ　分ｉ！＋　’￥！
　３　（！−液体！Ｊ　゛・：Ｖ’−、／＜　４）接続
１１．、、７’１而休面体Ｘ、：ｉ　”’（’、、ｍ　
７４イ（体循環回路イ”ｒ・形噛、１１、Ｓの（！′ｈ
環回路・に旧人１／；、τ夜体４−密閉空ｊＩ］　・、
＋に供１令１．ｔブンけ１宕閉空間かｌ′ｌｌ、Ｉｌ、
ｉ（ｙ、ｌ−ｔ、イ、？−２により血液りｊｊ’・　バ
舌、ｙ６（体圧に−よ１つ膨「；Ｉυ１又権１　、Ｘ２
モ１／・１、ど”の／（め＋、１＊、血回路：　Ｊ、、
、、、。

の・’ｔ？　７プ′装置１７′）人口側と送ｎ′ｉｔ　
ｆ’ｉ’ｉ’、］路１．ｈ　２及び回路Ｔ、うで、／“
）Ｒ（体す−・１゛・−バ（１）人［１側に各回路苓・
開閉ｉ〜、己バ７トゾ＼１，２、　■１、　ヤ、　省・
　、を幼・）で二重・・　く　　、−庚／ンー第＋１図
（′１ゎ１．亀ρ体回路丁弓ろ−、ハ・′・タズパグ！
ｉと液体リリ゛・バー１分・・速結−？る同・路１．．
ｉ　４　ｉ／ｉ″設け７２分シ１り・管３に接続ｉ、、
、、、、、　、、、、、Ｔ　ｉ：俸ヤ、ｆ１［環回路・
を形成ｌ〆とが、［，１己液体回路・■・３を［ｉｂ：
　’Ｉｆ；：ハ＋７ジング１）に接続ｌ、°（−ハウジ
゛・グと亀・体す九）“・バを循環する回路、を形成ｊ
、Ｚ、も９１、Ｉｈ　Ｏｔ　ｃｚ）　３ｐ　橋第１（ヌ
１の液体循環回路ニ＜ｒ２、”＜　”（：　［ｐｌ賂、
か！＜な／、といθネト１１がある。、；挽面［１−１
Ｉ賂「、１、送」：１＋：＋回Ｙ？１及びく・イη体回
路１．．．３（ｒｒ設け１゛、９メ；バフ１／グ■ｌ、
Ｖ２、’ｂ（ｆ”ｆ、ｉ市＋、′１方ピンチ、バルグが
用いう１１．２”レラのパルプｉｔ　＝Ｉ−７・シリン
ダ、油圧シリンダ等により作！／ｌづＩ）。Ｉ’、’、
’、−，，，ｉｉ’＋１バルブのうち液体回路］７．に
設；けＡ・バＡ／グｙ　、分液体リザ・・バよりも高い
位置に設（１力場合に（、・」該パルプを・閉じＩｌ一
時・に）０１１体り１ド・バノバノトグのｎｉｌ　’Ｔ
’陰圧が４４Ｆ、、　１．、／る／、・め、沼：体内に
気泡が４１Ｅ　１．、、’；　％ハ・′／ジ、／グの密
閉？；四川内の圧力が変化、ｊ′る恐ノ・）がシ’＞　
７！＋　（、イのＡ−めバルブｖ、１１づ、液体す＠１
゛・バと水平な位置ｐ（：：設（−′ｊるど“とが好ま
Ｌ２い白液リヂ・バ・雰が膨張収猾１１力”こ゛、とを
検１１冒Ｊど）千↓役“、ｌ、、、、　ｌ、−τ゛は血
圧；・５リヂ・−バが膨張１−７ｈ二ｌ吉に腿（町（し
血液リザ・−バが収縮；またと八に収縮する液体リザ・
−バ６の膨張収縮を検１（冒イ゛ろ］ｊ、法、ハウジン
グ内の密閉空間のＩＩＩＩＥ　：、ｔノ変化に検ＩＩ冒
・ｉ゛るノＪ法、血１夜す４・バの膨張収縮へ・・・光
学式の’１ｒｊＨ払：スイッチで検出する方法液体リヂ
・−バ且力・１住ポンプ装置の重量を重爪第１で検出づ
る方法あるい（Ｌ」２血液リヂ・バの膨張プ、カニに、
！収縮のどららか一方を・上記方法で検出１−２、ダイ
７により次の作動を制御づる）ｊ法などがある。

中でも血液リヂ・−バの膨張収縮に苅応し、で膨張代１
ｒｒｉ−，ｒるＲ１・、　／；、ｊ＜リ−１１・−バの
ｔｉｅ二・）１（、’ＩＸ　＠ｑ　ｔ　静電＠型式、光
学式ｚ２とのｊ１１′接−）、イツ・ｆで検出−Ｊｌ、
方法は簡（８１ｊで％’ｉ度が、１′４冒ハ／ぐ・８め
好適である。第１図７“’橡％　＋）１′・バの膨張と
収Ｉａｊを検出゛する２で）の】八“接７、イ・・ノ・
；−８ａ、８１１をい／（例箸示１−．．．　”？、い
る。

［記ｊｆｎ招り号゛・バの膨・爪Ｊ収縮を（イた。＋＋
＋〕るｑ９　Ｇ。

ベノ１′ゾＶ、−”２　％　’３、送沼Ｈホンソ７　Ｂ
　ｒ５．５’ｉ：　的Ｋ　制ｍｇ　川ａｒｉａ　：、；
ｉ＋の（！構ｒ＆’、　、：’５　、＋ｉ−”’（Ｔ　
ｉ、□　、１７、と、　ｔｔ、により装置仝イ・ド存〜
・・′・−〕７′、・す・−、マイｙ　１−：ｉ　：：
ｙンヒＩ・−２夕等の制御ｊ＋置１　ニー１　（、Ｌ（
’：　、１、す＋、：＋　！ｆυ１的に制御〕る（１〕
がＣ′きる、？ｔＳ　？、　ｌｋ　ｅ５ｉ、本ｑｇＨ，
明の体（””）　（Ｊｉ’ｊ　環１１ｒｔｊ　Ｎ’１）
助”４　置’Ｚ’、）　＠’ｔ　’Ｊ？、　ｌ’４“（
＋、、ｌ　；ｊ・・す、駅（１ｉ６（器体２！′）の−
１部（・・ｔヲ附閉ボックスン１２カＩｇ　！、）　イ
”ｊ−１”、”’）’　Ｃ〉Ｊ’１．　””’（凰、＜
）Ｚ）　、、該ボッ乙・スにｉ１′、Ｊ、開閉ｒ”−、
Ｉ　ｎ［’ｓ’な煎弓４・１が取り付１ｔ）らｊｌ、　
Ｔ、’る１、ζ］のボッ・タノ内ケ（″はｊ膣、型／＜
　、１ｌｉｉｉｌｌｉｉｉｉ、　Ｉ抑：１の取付丁４２
　ｔ３及びｔｌ＋１．血回路のボ、・パ）□゛装置ｌの
ｒ＋ｌ後七♀・固５１．＋する固′）↑゛Ｆ１．ニ・、
Ｉ゛が取イ＼１（、りらλ１．．．−（’、’、”　：
ｉＨｉ・す、人−１’、’、、’、’、、　１ｌｉｌ：
ｉ及び循環回路・銖摺粒き〕１．．．　ｐ：、、　７］
、ンブ：ｃ”＋　ｆｔＹがボパ・クス、内に箔１悦目１
能（：：　、ｌ□イ）、゛まだｊｌパ／リンダ式ｃ／）
）：’　：、−ノバル、ど■２がボックス内Ｑで取１）
（；、ｉ（／ｙｌら１１．、−’Ｔｌ’　（ｔ）、：）
、、とのボ・ツクＡ：！レジＣ：］でＡｌｉ冒虱！ＡＸ
ｊ　（図う」、１１ず）とゲクト２３−Ｑ接、粉慨゛（
れ、ボックス内にドツト Ｃ゛ポック”入内庖′、例えば；１！〕・、・４　：ｙ
ＩＱｃの温度に保１）７’こめの１１−λ風が供給さノ
′１，るよ・）になー）−７４いる。本発明装置ｋ」、
患者の脱送血部位と人Ｊ，肺のトベルヶ・・致させて回
路台短＜　１−、−７グー２イミングボリブ・−Ｉ−を
減少さ−１、同時にｊｕｌ　’Ｊ’ｊの脱−ｊス血部ｆ
Ｘ″ｆと人工肺との開の・＼ラド差により４（−する回
路中のＩｎＩｎ？．・１・＼、の異常な圧力変化５１異
常カニ　７１　ｈ変化の発生を防１１−する）ｚ・め、
密閉，＋ｉツ・′／ス２．２を装置本体２１）の−土部
（１（：回動自在に取り伺りーでい，イ、。密閉・′Ｉ
５・ソタンミの取イー、１角度を伸Ａ宿部４Ｊ：！８−
（：調弊よど、ζ］に，１、１つ人−１１’．：　、ｌ
１７ｉ’．ｉの高さを咀者の脱送面部位の高さノー＝・
致−）、Ｃ−’（ｊｙるどとができる，、ボ゛ンフ“°
装ｆｉ：！？１　＋！ー７＋，、・ソドｉ◇にン饅１り
で自装置３〜れ／！］液俸りν゛・バｆ；　（ｒＪ、？
＞　ｆ”？本体の最−１・部の取イー＝１−：〒３０に
設はプ２＞！つの取イ」貝２００問い゛取付ＶＪら力る
，、２−５）の取付Ｊｌ、の聞に取付し一ｙら一Ｊ−１
、プ．−り液体リリ′・・バ６（づ両側Ｈ：Ｈコニｔ　
（Ｌ，Ｉｌｒ−ズ１ｆゼ【スｆツー１・８鐵、８１）に
」、、リイ，の膨張、収縮が検出され／：）、、装置ト
１′本（・ト″；ン５の１部には沼、体循環回路（しく
１示逢２、＝Ｊ″）にＪ）、け１グご．「Ｉ−ラポンプ
７が取り付けられている。３３は血流計である。また装
置本体の下部には制御装置１３が取り付けられている。

３４はボックス内の温度を表示する温度計である。３１
は人工肺に一定濃度の酸素を供給するため酸素と空気を
一定の比率で混合する酸素ブレンダーである。３５はブ
レンダーからの酸素の加温加湿器であシ、加温加湿され
た酸素が人工肺へ供給される。３２は本装置のスイッチ
を操作する操作部である８３６は血液中のＰＨ，ＰＣＯ
３、ＰＯ２及び温度を測定するガスモニタである。３７
は排出エアの水分を除去する除湿器である。

次に本発明の体外循環肺補助装置の作動につき第３図〜
第５図を参照にもつつ説明する。電気制御回路は第３図
のシーケンス制御回路のフローチャートを実現できるも
のであればいかなる形式のものを用いても構わない。

（脱血工程） スタートスイッチを入れると第４図に示すようにバルブ
Ｖ１が閉止しバルブｖ２とｖ３が開放する。このときロ
ーラボンデ７は停止したままである。上記各バルブが作
動すると密閉空間９内に充満された加圧液体が血液リザ
ーバ４より低位置に設置した液体リザーバ６へ急激に落
下するため密閉室内が陰圧となって血液リザーバが膨張
して血液が血液リザーバ４に吸引される。血液リザーバ
に吸引された血液と液体リザーバに供給された液体は等
量であるため液体リザーバは血液リザーバと同じ割合で
膨張する。液体リザーバが予め設定された位置まで膨張
したことを検出する近接スイッチ８ａを液体リザーバに
近接して設け、このスイッチが作動すると脱血工程が終
了して、次の送血工程に移行するよう各バルブとローラ
ポンプが制御される。

脱血工程では血液リザーバに吸引された血液と液体リザ
ーバに供給された液体は等量であるため液体リザーバは
血液リザーバと同じ割合で膨張するが、所定時間、経過
しても近接スイッチ８ａが作動しない場合には体外循環
回路のいづこにか閉塞が生じた等の事故が発生している
可能性があるので、そのときには警報を発するようにし
ている。

上記近接スイッチ８ａが作動すると次の送血工程に移る
。

（送血工程） この工程では第５図に示すようにバルブｖ１は開放し、
バルブＶｚ、及び■３は閉止する。またローラポンプ７
が作動する。そして血液を捕集して膨張した血液リザー
バ４はローラポンプ７の作動により液体リザーバ６内の
液体が密閉空間９へ加圧供給されるのに伴なって収縮す
るため血液リザーバ内の血液は人工肺へ押し出される。

密閉空間に液体が供給されると血液リザーバと液体リザ
ーバ間の血液と液体は等量ずつ各リザーバから送出され
るため各リザーバは同じ割合で収縮する。そのため液体
リザーバが予め設定された位置まで収縮したことを検出
する近接スイッチ８ａを液体リザーバに近接して設けて
いる。そしてこのスイッチが作動すると送血工程が終了
し、次の脱血工程に移行するように各バルブの開閉とロ
ーラポンプの駆動を制御する。この工程においても所定
時間経過しても近接スイッチ８ｂが作動しない場合には
事故が発生している可能性があるので、そのときにはロ
ーラポンプ７の駆動を停止すると同時に警報を発するよ
うにしている。

上記送血工程と脱血工程のサイクルを繰り返し行うこと
により連続的に、しかも自動的に血液の体外循環を行わ
せることができる。

以上の説明になる電気制御方式は、自動制御によるのが
一般的であるが、プライミング時、あるいは手術時に手
動制御が好ましい場合には手動制御できるよう、手動、
自動の切替が必要なところはその切替手段を設けること
ができる。

実施例 内径３２０μ、外径４８０μの多孔性のポリスルホン中
空糸の内面に厚さ０．５μの実質的に孔のないシリカラ
含有しないシリコンゴム層を設けた３８００本の中空糸
を直径３６閣、有効長さ２２−の円筒状ハウジングに収
容して膜面積ｏｓｒｒｌの中空糸型人工肺を作製した。

またポンプ装置としては厚さ５ｍの透明アクリル板で形
成された内容積１２５ＣＣのハウシング内に１　ｏ　（
ＩＣｍｚｋす″Ｃｌ５ＣＣの全１填ｈ（をイｉ’−をン
）、ジ１−ｌント１」の扁平状の血液り田°・−バを１
１又′容Ｌ／、Ｘ、、　ｒ、−１・Ｉｉ′［ｌ’、、、
　／’、丁１１山及びホンツブ１、夷１１ｔデー山鋒・
５胡、外径７Ｉ肌のシリニア／デーｕ、−−・に子８１
．苓；ｔｇ　ｌ−２；’ら、ソ１．でこの−ｆ１．−ブ
の１〒１端を金属スパイ゛ラルヲ十グメントポリウレタ
、で披１１　Ｌ、　ｆｒ　壁ｕ％　０．２５肱１（Ｑ１
２Ｆｒのカブ−デルが連結され″＃Ｙ字コトクタに接’
ｆ６ｉ　ｔ７第１図に示−１−ｔｏ−ａ口ａ−ｆ　ｒｏ
ｊｊ式の体外＜Ｔ（＋環姉補助用装置を作製ｊ５゜々５
、この装・、′の体外（、’ｌｒｉ環回路（＃：１、約
２７７１で、人−■−柿をり１めた容積（・」、１６（
）００で９１・）つ〃−３゜ 液体（ｒｌｌｉ　’４Ｊ回路と１−でｋ」−内径１０　
ＦＡ、外径１４１ｍ１１の塩化ビニフル類のチー１−ブ
を用いた。液体り（ｆ−バば）４血Ｒ’ｔ　’Ｊ　」Ｊ
’−バと同一・のものを用い該ポンプ装置と１００−の
ヘッド差を設け′７へ１．貨した。このγ（３体リザー
バの膨張、収縮は静電容量式の近接ヌイツチによって検
出し７、その信−づから液体循環用のロー・ヲポンプの
作！！［！Ｉ及び血液及びｉ覆体循環回路を一方向へ、
流れるように配ｆＵ、’ｌさ）またＪアシリンダ一式の
ピンチ弁の開閉を制御１．　Ａ＝、上記体外循環回路及
び人■−肺に脱気し７だ乳酸リンゲ／ｌ／液を充填ｌ、
２．１．かる後実験に使几する仔ｊ片と同腹の仔豚の血
液とＭ換した後実験を開始Ｌ　Ｐｃ、、、実験には生後
１５日、体重３．６１（ｇの雌の仔豚を用いた。こ、の
仔豚の人外頚静脈より上記カブ・−チルを挿入１１１、
先端が右心戻入［」付近にくるように固定１−２、体外
循環回路と接続し、また１、血液の活性ｄ置時間を２０
０秒に保ちながら、血液リザーバを約３１７・今の割合
で膨・恨、収縮さ−せることにより平均血流量２６　（
１にｃ％ン　で脱血と送血を行一つた４、まブこ人工肺
には酸素濃度６（）％の酸素を１１！局の流量で供給［
また。、１−記条件で５日間の体外循環回路助を行′り
た。

体外循環中人工肺のガス交換能は安定で、実用、」二十
分なレベルに維持された６また、人工肺、血液回路、カ
テーテルとも血栓形成は殆んど認められず、溶血も少な
かった。血小板数も一過性の減少は認められたが、その
後回復１．２、最低時でも１０万個ん以」二で十分な凝
固能を有し７ていた。

体外循環から脱離１〜た仔豚は元剣で、脱離後−Ｊ周間
目における解剖所見、は異常なかつ／ζ。

（発明の効果） 以」：のように本発明装置は体外循環回路に従来の口・
−ヲ式あるいはフィンガ一式のボンブヲ全く使用せず、
１−１かも人工肺に不可欠な血ｒ＆　ＩＪザ・−バによ
りポンプ作用をＣｊわ１！：る新規な（苗代により次の
ようなＥｌｋ　ｔ＋／？−効果を有しでいる。、（ａ）
体外循環回路にｐ−ラ式あるいはフィンガ一式のポンプ
を設けないためにポンプによる血液損傷を回避ノー２）
（′どができ長期間の使７＋ｊが可能である１゜ （）１）血液りす′・バへの血液の捕集は従来のように
落差による重力１悦血に頓る・１：′、υがないため、
血汐リザ・−バの位［１３は例え、１１者より高い位置
にあつ−こ−もさ］２つかぐなく、従来のような落差を
１１−（るための：ｅ（ｉいベラ１を必要としない。

（ｃｊ　　落差に、１、る重力脱血の必要がない／こめ
血液回路を短＜シ、てブライ−こングボリーｔ−Ａを大
巾に減少させると−とができる１、そのメ？”め全血ｆ
ｆｉの少い新べ一児、小！、１ｌ−１，：告−１の適用
が可能である。

ｆｄ）　　人工、ｔｌｉｉｊへの血流量は液体リザ・−
バの作動回数により正確に把握できる。

ｆｅ）　　血液回路が簡略化さｉするため長期間の体外
循環においても回路の閉塞等の事故を防ぐことができる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明装置の系統図であり、第２図は本発明装
置の斜視図であり、第３図はシーケンス制御のフローグ
ヤー゛であり、第４図及び第５図は脱血］：程と送血工
程の説明用のフロー図である。 １・・ポンプ装置　　　　　２・・膜型人工肺４・・血
液リザーバ　　　５・・ハウジング６・・液体リザーバ
　　　７゛・・送液ポンプ１４・・カテーテル ＬＸ・・脱崩回路　　　　　　■・２・・送血回路Ｌ３
・・液体回路　　　　　　Ｌ４・・回路Ｖｌ　、　Ｖ２
　、　Ｖ３・・バルブ 特許出願人　　株式会社　クラン （ほか２名）

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 剛性ハウジング（５）内に可撓性の血液リザーバ（４）
   を収容し、該ハウジング内に液体を出し入れて血液リザ
   ーバを膨張収縮させることにより脱血と送血を繰り返す
   ポンプ装置（１）を膜型人工肺（２）の流入側に介在さ
   せた脱血回路（Ｌ＿１）と、該膜型人工肺の流出側に送
   血回路（Ｌ＿２）とを接続し、しかも該脱血回路（Ｌ＿
   １）と送血回路（Ｌ＿２）を一本のカテーテル（１４）
   に接続して、一本のカテーテルで脱血と送血を繰り返し
   行う体外循環肺補助用装置において、該ポンプ装置（１
   ）のハウジング（５）に該ポンプ装置とヘッド差を設け
   て配置された可焼性の液体リザーバ（６）を介在させた
   液体循環回路を接続し、かつ該血液リザーバの膨張収縮
   を検出する手段を備え、この検出手段と連動して切替制
   御されるバルブ（Ｖ＿２）、（Ｖ＿１）、（Ｖ＿３）を
   脱血回路のポンプ装置（１）の入口側と送血回路及び液
   体循環回路に設けた液体リザーバの入口側にそれぞれ設
   け、しかも該検出手段により駆動制御される送液ポンプ
   （７）を設けるとともに血液リザーバの膨張収縮検出手
   段により該血液リザーバの収縮時にはハウジング空間の
   減圧により血液リザーバに血液を吸引し、血液リザーバ
   の膨張時にはハウジング空間の加圧により血液リザーバ
   から血液を排出するよう構成したことを特徴とする体外
   循環肺補助用装置。