JPS6325784B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、生体外血液循環において血液を酸素
加し、二酸化炭素を除去するための人工肺もしく
は血液オキシジエネーターに関する。

人工肺は開心術の補助手段として研究され、
種々のタイプのものが開発され、実用化されてい
る。これら人工肺は、生体肺の持つ機能のなかで
血液に酸素を添加し、二酸化炭素を排出するガス
交換機能を代行するものであつて、現在気泡型人
工肺、回転円板型人工肺、膜型人工肺などが知ら
れている。

気泡型人工肺は臨床に広く用いられており、デ
イスポ化（使い捨て）され取り扱いが容易であ
り、酸素加効率もすぐれているが、酸素を血液に
直接吹き込むために血液損傷が大きく、例えば溶
血現象が激しいことや、血液中に残存する微小気
泡により血管栓塞をおこす危険がある等の欠点を
有する。

回転円板型人工肺は気泡型人工肺より血液損傷
は少ないといわれているが、デイスポ化が難し
く、プライミング容積が多いという欠点を有す
る。

膜型人工肺は、膜を隔てて静脈血とガスとが接
し、静脈血中へO₂を吸収させると同時に、ガス
中へCO₂を放散させる装置であり、前記の気液直
接接触型の人工肺に比べて血液損傷が少ない。プ
ライミング容積が小さいなどの利点を有し、近年
広く研究され、臨床的にも次第に用いるようにな
つた。

膜型人工肺に用いる膜としては、次のような性
能を備えていることが必要とされる。すなわち (1) O₂やCO₂の透過性が高いこと (2) 生体適合性にすぐれ、特に血液損傷をおこさ
ないような材質であること。

(3) ピンホールなどがないこと は勿論であるが、機械的な強度にすぐれているこ
となどが不可欠の要因である。

現在膜型人工肺に用いられている膜には、シリ
コーン膜に代表されるO₂またはCO₂の膜への溶解
と拡散による膜透過、すなわち溶解拡散機構によ
るものがある。人工肺に限らず膜を用いた拡散型
物質交換装置における物質移動速度は、膜中での
拡散速度のみで決定されるわけではなく、膜の両
面での液体層における境膜内拡散速度によること
はよく知られている。すなわち抵抗は膜抵抗と境
膜抵抗によるものであり、膜が高い透過性を有す
れば、物質移動速度は境膜抵抗に依存することと
なる。O₂およびCO₂の溶解度が高く、膜中での拡
散定数の大きいシリコーン膜を用いた人工肺にお
いては、そのため膜抵抗よりも境膜抵抗が支配的
であつて、シリコーン膜は人工肺に用いる膜とし
てかなりすぐれたO₂およびCO₂透過性を有する。
しかしながらシリコーン膜を用いた人工肺は、
O₂の吸収効率に比べてCO₂の排出効率が劣り、膜
の機械的強度を高めるため例えばシリカ微粉を充
填剤として加えた場合血液損傷をひきおこすなど
の問題がある。

また膜型人工肺のもう一つのタイプとして、シ
リコーン膜のような溶解拡散機構とは全く異なる
透過機構による微孔性膜を用いた人工肺が知られ
る。すなわちセラニーズ社により開発された微孔
性ポリプロピレン膜（商品名セルガード、ジユラ
ガード）に代表されるような、疎水性の微孔膜を
用いた人工肺である。例えば0.02ないし0.4μのス
リツト状の微孔を空孔率が数10％にも達するまで
有するこの膜は、本質的に疎水性であるため一定
圧力以下では液体としての水は全く通さないが気
体は通すという性質を有している。従つて血液は
膜を通ることはないが、O₂およびCO₂は膜の微孔
を通じて反対方向に拡散し、血液はO₂を吸収し、
CO₂を排出することができる。従つて溶解拡散型
のシリコーン膜に比べると膜のガス透過性ははる
かにすぐれており、ガス拡散が自由分子流れ（ク
ヌーセン流）と考えられる孔径（0.01μ前後）以
下の膜であつても拡散定数をみれば10³倍以上の
透過性能を持つている。

前述したように人工肺としての物質移動速度は
境膜抵抗が支配的であるから、微孔性膜を用いた
人工肺においても、シリコーン膜人工肺に比べて
飛躍的に膜面積を減少することはできないが、少
なくとも約20％の膜面積を減少させることは可能
である。

微孔性膜型人工肺に用いられる膜は、前記微孔
性ポリプロピレン膜のほかに、微孔性ポリ四フツ
化エチレン膜や、微孔性ポリカーボネート膜、親
水性微孔膜をシリコーン樹脂やパラフインで防水
処理した膜などが知られている。これらの膜はそ
れぞれ製膜方法が若干異なるけれども、いずれも
微孔の孔径は0.01μより大きく、そして膜の表裏
に差のない均質膜である。

本発明者らはガス透過性にすぐれ、かつ機械的
強度が大きく、血液適合性にすぐれた膜型人工肺
に使用すべき微孔性膜を探索した結果、非親水性
微小孔径不均質膜が人工肺用膜として従来の人工
肺膜に比べてすぐれた性能を有することを見出し
た。

本発明によれば、膜の一方の側に血液を流し、
膜の他の側に酸素または酸素含有ガスを流すこと
により膜を介して血液を酸素加し、血液中の二酸
化炭素を除去する膜型人工肺が提供される。該膜
は、スキン層とポーラス層を有し臨界表面張力が
37℃における血液の表面張力鹿でありかつ37℃に
おいて血液に対する後退接触角が90゜以下である
ポリスルホン系樹脂よりなる非親水性微小孔径不
均質単独膜であつて、該スキン層は0.01ないし3μ
の厚みと多数の孔径00Å以下の微小孔を有する。
膜はそのスキン層の微小孔壁を乾燥状態、換言す
れば微小孔内に液体の存在しない状態で使用す
る。人工肺内部の膜で隔てられた血液側の圧力
は、ガス側の圧力以上ではあるが血液の膜に対す
る最小浸透圧力以下のレベルに保たれる。

本発明の人工肺は、従来の膜型人工肺に比べて
すぐれた性能を発揮する。例えばジクロルジフエ
ニルスルホン・ビスフエノール共縮合体樹脂でつ
くつた全厚みが50μであつて、厚みが1μで孔径が
100Å以下のスキン層を有する空孔率70％の不均
質平膜（血液に対する37℃における最小浸透圧力
2.2Kg／cm²）を用いた、有効膜面積0.8m²の人工肺
において、血液をスキン層に、100％O₂をポーラ
ス層側に流し、血液温度37℃、血液圧203mmＨｇ、
酸素ガス圧２mmＨｇ、血液のO₂分圧40mmＨｇ、
CO₂分圧50mmＨｇにおいてO₂の吸収効率および
CO₂の排除効率を測定したところ、全く同様の膜
面積および条件で行つた100μ厚のシリコーン膜
人工肺に比べてO₂吸収効率は1.3倍、CO₂排除効
率は2.2倍となり、また25μ厚で0.02×0.4μ（楕円形
状）の孔径で空孔率50％の微孔ポリプロピレン膜
を用いた人工肺に比べてO₂吸収効率は1.2倍、
CO₂排除効率は1.3倍となつた。このことから本
発明の人工肺は特にCO₂排除の面ですぐれている
ことがわかる。これは本発明に使用する膜がスキ
ン層を有する不均質膜であり、ポーラス層での膜
抵抗はスキン層での膜抵抗に比して充分に小さ
く、従つて全厚みでの膜抵抗がスキン層での膜抵
抗によつて支配されており、実質的に厚み1μの
膜を使用しているのに等しいからである。

また血液損傷について従来の膜型人工肺と比較
すれば、シリコーン膜型人工肺と比べ溶血現象そ
の他において劣るものではなく、特にシリカ添加
シリコーン膜と比べればはるかにすぐれている。
また従来の微孔膜型人工肺に比べると、特に溶血
現象が少ない点においてすぐれている。これは一
つには血液と接触するスキン層には極めて微小な
孔が存在するのみであり、0.01μ以上の孔を有す
る微孔膜に比べて酸素との接触の状態が大きく異
なつているためであり、一つにはジクロルジフエ
ニルスルホン樹脂そのものの持つすぐれた生体適
合性が血液損傷において従来膜との大きな差に寄
与しているためと信じられる。

本発明の特徴の一つは上述の如く極めて緻密な
スキン層を有する微小孔径不均質膜を用いる点で
ある。本発明ではこのスキン層が血液に接触する
側になり、ポーラス層がガス側となるように用い
るのが好ましい。膜をこのように配置することに
より、その逆に配置する場合に比べてガス透過性
が高く、また万一ガス側の圧力が上昇して血液側
の圧力より高くなつても血液中に気泡が入りにく
いという効果が得られる。

本発明の第二の特徴は、膜の臨界表面張力が37
℃における血液の表面張力以下の非親水性膜であ
り、該膜で隔てられた血液側の圧力を、ガス側の
圧力以上であるが血液の該膜に対する最小浸透圧
力以下のレベルに保つことである。

微小孔径膜の臨界表面張力が血液の表面張力を
越えれば膜は血液で濡れ、微小孔は血液によつて
充されてしまう。微孔性膜型人工肺の原理は、
O₂およびCO₂が孔に形成された気層中を拡散して
移動することにあるから微小孔が液体で充たれて
しまつてはその機能を果たすことができない。そ
の場合ガス側の圧力を血液側の圧力より高くすれ
ば微小孔への血液の浸透を防止することができよ
うが、前述のように微細な気泡が血液側へ通過
し、患者へ返還されて重大な結果を生ずる危険が
あるのでそのようにすることはできない。従つて
膜の臨界表面張力は血液の表面張力以下でなけれ
ばならない。例えばウシ全血の室温における表面
張力を測定したところ、65ダイン／cmであつた。
ヒト血液の表面張力は患者の健康状態や、施術す
るときの体温などによつて変動するが、大体60な
いし70ダイン／cmである。従つてこれより以下の
臨界表面張力を有する非親水性膜を使用すればガ
ス側の圧力を血液側の圧力以下に保つことができ
る。しかしながらその間の圧力差が一定限度を越
えると、圧力の高い血液側から圧力の低いガス側
へ向かつて血液が微小孔内へ浸透し、それを充た
すことになる。この圧力差は膜素材、微小孔の孔
径および形状によつて決まり、この圧力差を血液
の膜に対する最小浸透圧力と呼ぶ。前述のジクロ
ルジフエニルスルホン・ビスフエノール共縮合体
でつくつた膜についていえば、臨界表面張力は37
℃で約50ダイン／cmであり、血液の最小浸透圧力
は2.2Kg／cm²であつた。従つてこの膜を使用して、
血液側をガス側より前記圧力範囲内で高い圧力に
保てば、血漿が膜を通つて漏れることはなく、ま
た逆に気泡が膜を通つて血液側へ移行することも
ない。

本発明に使用する膜は、ガスの流れが溶解拡散
流ではなくクヌーセン流として透過するのに充分
な孔径以上であつて、微小孔径の特性が発揮し得
る充分な孔径以下の孔を有するスキン層を備えた
不均質膜でなければならない。スキン層での孔径
は約10Åないし100Å、望ましくは20Åないし50
Åの微小孔を有する膜がよい。

スキン層の厚みは透過性能からいえば薄い程よ
いが、強度その他の点から0.01ないし3μ、好まし
くは1μ前後がよい。スキン層の厚み、微小孔径
は電子顕微鏡写真で決定できる。

ポーラス層については、膜抵抗に対して充分に
小さい寄与に留まる範囲内での孔径および厚みで
あれば特に制限はないが、強度その他から厚みは
10ないし500μ、孔径は0.01μ以上、望ましくは厚
みは20ないし70μ、孔径0.1ないし20μ程度のポー
ラス層であることが望ましい。ポーラス層の厚
み、孔径についても電子顕微鏡写真で決定でき
る。

膜の空孔率は、強度との関連はあるが大きいほ
うが望ましい。しかしながら特別の限定はなく、
微小孔径不均質膜が通常有する空孔率のものであ
れば充分使用できる。

本発明の膜は、場合により二枚の膜をそのスキ
ン層同志を重ね合わせて使用することや、また一
枚の膜を多孔性の支持体と重ねて使用することも
できる。支持体はポーラス層と同様に膜抵抗に対
して充分に小さな寄与に留まる範囲であればその
構造、材質、空孔率等に特に限定はないが、例え
ばポリプロピレンの不織布や多孔性膜を使用する
ことができる。

本発明の膜は、素材が37℃の血液に対する後退
接触角が90゜以下のものでなればならない。これ
は該後退接触角が90゜を越える、例えばポリテト
ラフルオロエチレンの如き素材の微孔膜では、気
体の圧力が血液圧を越えれば気体は気泡として血
液中に移動し、前述した危険があり、そのためそ
のような膜を使用する人工肺システムでは、厳密
な圧力調整と精度の高い安全装置を設けなければ
ならない。

しかしながら上記後退接触角が90゜以下の素材
を用いれば、気体の圧力が血液圧を上廻つても、
その間の圧力差が一定限度以内であれば気泡が血
液中に発生することはない。その限度は素材の性
質、血液側膜表面での最大孔の孔径、形状によつ
て決まるが、例えば前述のジクロルジフエニルス
ルホン・ビスフエノール共縮合体よりなる膜をス
キン層を血液側として用いた場合には、前記圧力
差の限度は50ないし150mmＨｇである。従つてこ
のような膜を使用すれば、例えば操作ミス等によ
つて気体の圧力が血液側の圧力を上廻つても、上
記限度以内であれば気泡が血液中へ混入する危険
が避けられる。

膜の臨界表面張力は、37℃における血液の表面
張力以下であることが必要であることは前述した
とおりであるが、70ダイン／cm以下、特に60ダイ
ン／cm以下であることが望ましい。これは前述の
血液の最小浸透圧力をある程度高くすることがで
きるからである。

本発明で使用する膜は、 １ 材質が疎水性でもなく、親水性でもない非親
水性高分子微孔性膜、すなわち臨界表面張力が
37℃における血液の表面張力以下であるが、し
かし37℃において血液に対する後退接触角が
90゜以下である単独微孔性膜であること ２ スキン層とポーラス層よりなる非均質ないし
不斉構造であること が特徴であり、かつこの点が人工肺に使用する既
知の微孔性膜との相違点である。

親水性の微孔性膜、すなわち臨界表面張力が37
℃における血液の表面張力より大きい膜は、その
ままでは人工肺に使用できない。これはそのよう
な親水性膜では、孔が血液で濡れ、ガスの通路と
なる孔が液体で充満され、人工肺としての機能を
果たし得ないからである。

これを理論的に説明すると、血液の表面張力を
σ，Pbを血液の圧力、Pgを気体の圧力、Ｒを微
小孔の半径、θを血液と膜との接触角とすると、
血液が微小孔内に侵入しないためには以下の関係
が成立しなければならない。

2πRσ2πRσcosθ＋πR²（Pb−Pg） 従つて、 Pb−Pg2σ（１−cosθ）／Ｒ ……(1) θが０、すなわち膜の臨界表面張力が血液の表
面張力より大きい場合（親水性）には、(1)式より Pb−Pg０ となり、Pb−Pg＞０の領域、すなわち血液の圧
力が気体の圧力を上廻る領域では膜の微小孔内に
血液が侵入することになる。

次に気泡点、すなわち万一気体の圧力が血液の
圧力を上廻つても、微小孔から気泡が離れないた
めには次式の関係が成立しなければならない。

2πRσcosθπR²（Pg−Pb） 従つて Pg−Pb2σcosθ／Ｒ ……(2) (2)式においてcosθ＜０、すなわちθ＞90゜の場
合には、 Pg−Pb０ となり、Pgが僅かでもPbより大きい場合には血
液中に気泡が混入することを表わしている。

既知の疎水性微孔性膜は、前記(1)式を満足する
が、(2)式を満足しない。すなわち、ポリエチレ
ン、ポリプロピレン、ポリ四フツ化エチレン（テ
フロン）等の膜は血液に対する接触角が90゜より
大きいから、使用中常に血液側の圧力を酸素側の
圧力より高く維持しなければならない。

膜の臨界表面張力が血液の表面張力より大きい
親水性膜は、膜の微小孔が血液で充たされ易く、
こうなると十分なガス交換機能を果たすことがで
きないので人工肺のガス透過膜としては使用でき
ない。

しかしながら臨界表面張力が37℃における血液
の表面張力（60〜70ダイン／cm）以下であり、か
つ血液に対する後退接触角が90゜以下であるポリ
スルホン膜（臨界表面張力約50ダイン／cm、接触
角57゜）では、一定の範囲内（最小浸透圧以下）
であれば血液の圧力が気体の圧力より高くなつて
も膜の微小孔が血液で充たされることはない。し
かも一定範囲内（気泡点以下）であれば万一前記
圧力差が逆転しても血液への気泡の混入が避けら
れる。

このような膜の素材は、雑誌「ケムテツク」
1976年７月、426頁−432頁に掲載されているポリ
エーテルスルホンが挙げられ、アストレル360（ス
リーエム社製）、ポリエーテルスルホン720、同
200p（ともにICI社製）、ユーデルポリスルホン
（UCC社製）などの商品名で市販されている。こ
れらポリスルホン樹脂より本発明の膜を得るに
は、特開昭51−42765および特開昭54−16381号に
開示されている方法を用いることにより、本発明
の特徴を充分に発揮する非親水性微小孔径不均質
膜を得ることができる。

本発明の人工肺は、前記の膜をエンベロープ、
平膜、中空繊維等各種の形状で使用することがで
きる。

例えば長いエンベロープ状膜を芯筒に巻きつけ
て外筒に収め、エンベロープ内外を気密に隔離す
ることによりエンベロープ外側流路を構成し、別
にエンベロープ内側に、外側流路と隔離して出入
口を設けることにより内側流路を形成し、いわゆ
るコイル型人工肺とすることができる。この構造
の詳細については特開昭49−135488を例として挙
げることができる。またエンベロープ状膜を適当
な長さに切断し、その開口両側の外側に接着剤を
塗布して多数積層し、長方形の外箱に収め、エン
ベロープ開口両端部に接してエンベロープ内側流
路のマニホールドを形成し、エンベロープ両側部
に外側流路のマニホールドを形成して、いわゆる
積層膜型人工肺とすることができる。その構造の
詳細は特公昭48−22960記載の透析器を参照され
たい。

コイル型および積層型のいずれの人工肺も、エ
ンベロープの内側、外側のいずれをも血液流路と
することができるが、血液流路側に膜のスキン層
を持つて来るのが好ましい。またエンベロープの
内側、外側ともに流路の閉塞を防止するスペーサ
ーとして、また血液またはガス流を乱流としてガ
ス交換の境膜抵抗を下げるデイスターバーとし
て、平織メツシユ等の網状支持体を挿入すること
が好ましい。積層型人工肺の他の例として、膜を
ジグザグに折りたたみ、これを接着剤を介して外
箱に密封収納することにより２室を画成し、それ
ぞれの室に血液またはガスの出口および入口とな
るマニホールドを設けたものを挙げることができ
る。その詳細は、特開昭53−12873に見られる。
この場合もジグザグの山、谷両流路に網状支持体
を挿入することが前述の理由で好ましい。

積層型の人工肺は、いずれもスキン層とポーラ
ス層からなる二層多孔膜が表裏交互に、すなわち
スキン層同志、ポーラス層同志が向い合うように
積層され、膜と膜とのの間に形成される多数の間
隙を一つ置きに結ぶマニホールドが一対形成さ
れ、二つの異なる流路が形成されていることが理
解されよう。中空戦記型の人工肺は、本発明でつ
くつた多数の中空繊維の束を円筒形ケーシング中
に収め、中空戦記束の両端をケーシング内壁のポ
ツテイング剤をもつて固着したタイプの透析器に
普通みられる構造を採用することができる。この
場合、中空繊維はその内面と外面の両面にスキン
層を有するものであつてもかまわない。その場合
は、血液を中空繊維内部を流す方が血液の流れが
滞流する恐れがなく合理的である。

実施例１ （参考例） ポリスルホン（USSユーデルポリスルホン
P1700 22重量部 プロピレングリコール 14重量部 Ｎ―メチル―２―ピロリドン 64重量部 からなる溶液をポリエステルフイルム面上に均一
な厚みで流延した後、30℃の水中に浸した。凝固
が進むと膜が自然にポリエテルフイルムから剥離
したので、これを引き出し、十分に水洗した後
140℃で２分間乾燥した。

この膜は厚み60μ、含水率1.2％、テストスピー
ド１cm／秒のとき降伏点が390ｇ／cmであつた。
そのスキン層近傍の断面電子顕微鏡写真を第１図
に示す。

この膜を用いて第２図に示す構造の実験肺を製
作した。ガス交換器１のガス交換部の厚みｈは
0.8mm、長さ100mm、幅50mmである両流路に挿入し
た網状支持体２，３は、ポリエステル製30×30メ
ツシユ／インチの平織メツシユである。

この実験的人工肺の液入口４より水を430ml／
分の流量で、ガス入口５より酸素ガスを1000ml／
分の流量でそれぞれ流し、入口出口の酸素分圧
Pi，Poから酸素吸収量を求め、次式により物質
移動係数Ｋを求めた。

dV／dt＝KAαPG−PL／760×760／714×310／273 式中Ｖは吸収酸素体積（cm³）、Ａは膜面積
（cm²）、αは水の酸素溶解係数（cm³O₂／cm³H₂O・
atm）、PGは気相の酸素分圧、PLは水の酸素分
圧である。

上記式中の項760／714は、大気圧のもとでの純
酸素の37℃における水に対する飽和溶解度に相当
する水中の溶解酸素分圧714mmＨｇをatm単位に
換算したものである。

結果は、水側にスキン層を用いたとき、 Ｋ＝110×10^-4cm／秒、 ガス側にスキン層を用いたとき、 Ｋ＝55×10^-4cm／秒 であつた。

同様にして求めた炭酸ガスについての物質移動
係数は次のようであつた。

水側にスキン層を用いたとき、 Ｋ＝102×10^-4cm／秒、 ガス側にスキン層を用いたとき、 Ｋ＝43×10^-4cm／秒 次にガス側を加圧し、水側に気泡が出現し始め
る水側ガス側圧力差（気泡点）を求めた。

結果は水側にスキン層を用いた時の気泡点は
150mmＨｇ、水側にポーラス層を用いた時の気泡
点は53はmmＨｇであつた。

この実験は膜のスキン層を水側（血液側）に用
いる利点を確認するためのモデル実験である。

実施例 ２ ポリスルホン（UCC社コーデルポリスルホン
Ｐ 1700）23重量部、プロピレングリコール16重
量％、Ｎ―メチル―２―ピロリドン61重量％から
なる溶液を二重紡糸口金から押出した。このこと
き、内部凝固液として水も同時に供給した。口金
から出た紡糸液を直ちに水中に入れて紡糸液を凝
固させ、ひき続いてこの中空繊維を充分に水洗し
た後120℃で10分間乾燥した。

この中空繊維膜は内径0.2mmφ、外径0.3mmφで
あつて、厚み0.05mmであつた。スキン層は中空繊
維の内面と外面にあり、その厚みは共に約0.2μ
で、内径は100Å以下であつた。ポーラス層の厚
みは約50μで、その外径は0.1〜3μであつた。

この中空繊維の内側に血液を充填して最小浸透
圧力を測定したところ、37℃で2.1Kg／cm²であつ
た。また臨界表面張力（37℃）は50dyne／cm、
後退接触角（37℃）は53゜であつた。

この中空繊維を用いて人工肺を製作した。用い
た中空繊維は3060本、有効長は18cm、中空繊維内
面の有効膜面積は3700cm³であつた。この人工肺を
用いて、中空繊維の内側に水を320ml／分で流し、
外側に酸素ガスを1000ml／分で流した。実施例１
と同様にして、物質移動係数を求めたところ32×
10^-4cm／秒であつた。また気泡点は145mmＨｇで
あつた。

同様にして中空繊維の外側に炭酸ガスを流し
て、物質移動係数を求めたところ34×10^-4cm／秒
であつた。酸素ガスと炭酸ガスの物質移動係数の
比は0.94で、面積あたりの水流量同一にして実験
した場合のシリコーン膜型人工肺の値２に比べる
とこの中空繊維は、炭酸ガスもよく通すことを示
している。

さらにこの人工肺に、流量３／minで室温乾
燥空気を５時間、中空繊維内側流路に供給して繊
維を十分に乾燥させた後、水の場合と同様に中空
繊維内側に37℃ヘマトクリツト35％の牛血を380
ml／minで流し、外側に酸素ガスを1000ml／min
で流した。この場合、人工肺の酸素ガス出口は大
気に開放しているので、ガス側圧力はゲージ圧で
ほぼ０であり、血液側圧力は人工肺入口で160mm
Ｈｇ、出口で31mmＨｇであつた。また血液中の酸
素分圧は、人工肺入口で40.9mmＨｇ、出口で
107.6mmＨｇ、炭酸ガス分圧は、入口36.0mmＨｇ、
出口で29.8mmＨｇであり、このときの酸素吸収速
度は20.0ml／minと人工肺として十分な性能を有
していた。

次にこの中空繊維型人工肺の血液に与える損傷
を調べるため第３図に示す回路で溶血試験を行つ
た。第３図中７は37℃の恒温槽、８はリザーバー
（血液の容器）、９はヘパリン加血液、１０はロー
ラーポンプ、１１は人工肺である。

この場合血液は、37℃ヘマトクリツト35％のヘ
パリン加牛血1000mlを使用し、血流量380ml／
minでガス側にはガスを流さなかつた。この時の
時間あたり溶血量は6.9mg／dl・hrであつた。比
較のため、同一の回路に同一の血液2500mlを充填
し、人工肺には0.8m²、Kolobow膜型人工肺を使
用して血流量800ml／minで同様実験したところ、
時間あたり溶血量は44mg／dl・hrであつた。した
がつて、この中空繊維型人工肺の血液に与える損
傷は非常に軽微であることが認められた。

実施例 ３ 実施例１と同様にして厚さ100μ、幅300mm、長
さ10ｍ膜を作成した。この膜のスキン層の厚みは
約0.5μであり、その孔径は100Å以下であり、ポ
ーラス層の厚みは約100μであり、その孔径は0.1
〜7μであつた。この膜の37℃における臨界表面
張力は50dyne／cmであり、血液の最小浸透圧力
は37℃で2.3Kg／cm²であり、血液に対する後退接
触角は37℃で57°であつた。

この膜を、長さ方向に53mmづつジグザグに折り
たたみ、各山および各谷に寸法300mm×50mm、厚
さ300μの平織ポリエステルメツシユを挿入し、
長さ300mm、幅55mm、高さ65mmの積層体を作成し
た。この積層体よりなる直方体の全周囲を、４個
所の出口ポート部につながる部分を除いて接着剤
を塗布して第４図のケーシング中に収めケーシン
グの内壁との間をシールした。

ポート部における断面図を第５図に示した。

第４，５図において１２，１３は血液の入口お
よび出口であり、１４，１５はガスの入口および
出口である。１６は膜、１７は膜支持体である前
記平織ポリエステルメツシユであり、１８はケー
シングである。

膜の有効面積は約1.6m²であつた。この積層型
人工肺を用いて膜のスキン層側に水を1600ml／
minで流し、ポーラス層側に酸素ガスを1500ml／
minで流し、実施例１，２と同様、物質移動係数
を求めたところ、37×10^-4cm／secであつた。同
様に炭酸ガスについて物質移動係数を求めたとこ
ろ、40×10^-4cm／secであつた。また気泡点は112
mmＨｇであつた。

次に実施例２と同様にして人工肺を乾燥させた
後、膜のスキン層側に37℃ヘマトクリツト35％の
牛血を1600ml／min流し、ポーラス層側に1500
ml／minの酸素を流した。このとき酸素側の圧力
はほぼ０、血液側の圧力は人工肺入口で198mmＨ
ｇ、出口で39mmＨｇであつた。また血液中の酸素
分圧は人工肺入口で35.1mmＨｇ、出口で176.0mm
Ｈｇ、炭酸ガス分圧は入口36.0mmＨｇ、出口29.3
mmＨｇであり、このときの酸素吸収速度は113.1
ml／minであつた。さらにこの人工肺について実
施例２と同様に溶血試験を行つたところ、溶血量
は8.3mg／dl・hrと軽微であつた。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明人工肺に用いる膜の断面の電子
顕微鏡写真、第２図は実験的人工肺の断面図であ
る。第３図は溶血試験を行う回路であり、第４図
は実施例３の積層型人工肺のケーシシング、第５
図は積層型人工肺の出入口ポートのうち２ケ所を
含む断面図である。 １はガス交換部、２，３は網状支持体、４，５
は入口、６は膜、７は恒温槽、８はリザーバー、
９はヘパリン加牛血、１０はローラーポンプ、１
１は人工肺、１２は液入口、１３は液出口、１４
はガス入口、１５はガス出口、１６は膜、１７は
支持体、１８はケーシングである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 膜の一方の側に血液を流し、膜の他の側に酸
   素または酸素含有ガスを流すことにより、膜を介
   して血液を酸素加し、血液中の二酸化炭素を除去
   する膜型人工肺において、該膜は、スキン層とポ
   ーラス層を有し臨界表面張力が37℃における血液
   の表面張力以下でありかつ37℃において血液に対
   する後退接触角が90゜以下であるポリスルホン系
   樹脂よりなる非親水性微小孔径不均質単独膜であ
   つて、該スキン層は0.01ないし3μの厚みと多数の
   孔径100Å以下の微小孔を有することと、該膜は
   そのスキン層の微小孔壁を乾燥状態で使用するこ
   とと、人工肺内部の膜で隔てられた血液側の圧力
   を、ガス側の圧力以上ではあるが血液の膜に対す
   る最小浸透圧力以下のレベルに保つことを特徴と
   する微小孔径膜を用いた人工肺。 ２ 膜の形状が平膜である特許請求の範囲第１項
   の人工肺。 ３ 膜の形状が中空繊維膜である特許請求の範囲
   第１項の人工肺。 ４ 二枚の膜をスキン層同志重ねて使用する特許
   請求の範囲第１項の人工肺。 ５ 膜の形状がエンベロープ型である特許請求の
   範囲第１項の人工肺。 ６ 膜がスキン層に連続して厚み10ないし500μ
   で、孔径が0.01μ以上のポーラス層を有する微小
   孔径不均質単独膜である特許請求の範囲第１項な
   いし第５項のいずれかの人工肺。 ７ 膜が多孔性支持体上に形成されてなる特許請
   求の範囲第１項ないし第６項のいずれかの人工
   肺。 ８ 血液を該膜のスキン層を有する側に流し、酸
   素または酸素含有ガスをポーラス層を有する側に
   流す特許請求の範囲第１項ないし第３項、第５項
   ないし第７項のいずれかの人工肺。