JPS6359707B2

JPS6359707B2 -

Info

Publication number: JPS6359707B2
Application number: JP56140713A
Authority: JP
Priority date: 1981-09-07
Filing date: 1981-09-07
Publication date: 1988-11-21
Also published as: JPS5841565A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は血液ポンプ、殊に人工心臓、補助人工
心臓に用いることの出来る拍動流を生じる血液ポ
ンプに関するものである。

血液ポンプとして、現在専らローラーポンプが
人工心肺用、あるいは人工腎臓用に用いられてい
る。人工心肺は開心手術に不可欠のもので心臓手
術中、血液を体外に循環させ人工肺によつて酸素
を血液に付加し再び体内にもどして手術中心臓及
び肺の作用を代行するものであるが、この場合血
液の体外循環に用いられるローラポンプには血液
に拍動流を与える機能がなく、生理的にも又末梢
血管への血液の循環維持にも問題があることが明
らかにされている。

本発明は血液チヤンバーが外部圧の変動によつ
て圧縮、膨張を交互に繰返す拍動流を生じるタイ
プの軟質ポリ塩化ビニルを基質層とする血液ポン
プであつて、前記血液ポンプに血液を導入するた
めの血液導入管、前記血液ポンプから血液を排出
するための血液排出管が前記血液チヤンバーに
夫々連通して形成され、少なくとも前記血液ポン
プの血液接触面が架橋されたポリシロキサンの薄
膜で構成され、これが前記基質層と一体に積層成
形されていることを特徴とする血液ポンプに関す
る。

血液ポンプとして必要な最も重要な条件は血液
接触部を構成する物質が優れた抗血栓性を備えて
いることであり、そうでない場合には使用中に血
栓を生じ、その１部が栓子となつて血流に入り、
脳塞栓症などをおこしたりする危険があるからで
ある。

又、血液ポンプのうち、人工心臓のように拍動
を伴う運動を交互にくり返すような場合、適度の
弾性、伸度、耐屈曲疲労性が要求される。

本発明者らは、このような２つの重要な要件を
備えた高分子物質として、ポリウレタンが拍動型
の人工心臓用ポンプの優れた素材であることを見
出し、ポリウレタン製の血液ポンプを提案した
（特願昭56−70519）。

本発明者らは更に生産性向上や品質管理面での
検討を続けた結果、すでに提案した方法では、製
造に長い期間と労力を必要とし、しかもデイツプ
工程をくり返すため、均質な膜厚の血液チヤンバ
ーを製造することは極めて困難であることを知つ
た。本発明はこのような認識と現状をふまえてな
されたものであつて、拍動型の人工心臓として実
用に耐える機械的特性を有し、しかも充分な血液
適合性を有するという２大要件を備えた拍動流を
生ずる血液ポンプの提供にあり、血液ポンプの基
質層は可塑剤を含むポリ塩化ビニル（いわゆる軟
質ポリ塩化ビニル）により構成され、その血液接
触部には架橋されたポリシロキサン層が前記基質
層の上に積層成形された血液ポンプに関する。

以下に、本発明の血液ポンプの一例として第１
図にもとづきサツクタイプの人工心臓用血液ポン
プを説明する。本発明の血液ポンプは血液導入管
２と血液排出管３に連通してサツク状の血液チヤ
ンバー４が形成され、この血液チヤンバーは、流
体の導入、排出のためのポート６をそなえた耐圧
性のハウジング７内に、前記血液導入管２と前記
血液排出管３に接して又は近傍に、夫々独立に又
は共通して設けられたつば部５によつて気密に収
納され、前記ハウジングの内壁と前記血液チヤン
バーの外壁及び前記つば部によつて形成される隔
室の圧力変化によつて、圧縮、膨脹を交互にくり
返すことにより、前記血液導入管内と前記血液排
出管内に設置された弁８，８′、が開閉して拍動
流血液を送り出すようにした血液ポンプに関す
る。弁を内蔵する血液導入管と血液排出管は必ず
しも一体に成形されている必要はなく、弁８，
８′を夫々内蔵するチユーブ状の結合素子を、血
液チヤンバーに連通した血液導入管、血液排出管
として接続して血液ポンプを形成してもよい。

本発明における軟質ポリ塩化ビニル基質層の厚
みは血液チヤンバーの部分で0.2mm〜1.5mmが好ま
しく、更に好ましくは0.3mm〜1.2mm、最も好まし
くは0.5mm〜1.0mmであり、血液の導入管、排出管
の部分の厚みは好ましくは1.0mm以上5.0mm以下、
更に好ましくは1.5mm以上3.0mm以下である。血液
チヤンバー部の厚みが0.2mmより薄いと、この部
分が外圧によつて圧縮されるときの圧縮形態が一
定せず血液チヤンバー内の血液の流れが拍動毎に
異なり、そのため、一定の様態で血液を吐出する
ことが出来なくなり血液チヤンバー内で凝血を生
じがちとなる。又逆に1.5mmより厚くすると外圧
によつて圧縮、膨脹するとき、動作タイミングが
遅延したり変形時間が長くのびたりするので適当
な血液の拍出挙動が得られない。又、血液の導入
あるいは排出管の厚みが1.0mm以下では血液の拍
出、あるいは吸入の際、この部分にまで変形が及
び好ましくない。血液チヤンバーが圧縮、膨脹を
くり返す間、この血液導入、排出管は変形しない
ことが望ましい。なぜならこの部分が血液の拍出
毎に変形すると、折角の拍動流の拍動がこの部分
の変形で吸収されて、所望の拍動流が得られない
からである。しかし余りにこの血液導入、排出管
が厚いと、たとえば厚みが３mm以上になると取扱
いが難かしくなる。

このポリ塩化ビニル基質層に積層成形されるポ
リシロキサンの厚みは1μ〜500μであり、好まし
くは3μ〜300μ、更に好ましくは10μ〜200μであ
る。

1μ以下では、コーテイング不充分のところが
生じるおそれがあり、抗血栓性に不安がある。こ
れは塗布し、基質層のポリ塩化ビニルが溶剤にと
けて可成表面に浸出して来ることによるものと考
えられる。

500μ以上では、ポリシロキサン層が厚いため
に、基質層のポリ塩化ビニルとの変形に対する機
械的挙動反応の違いが顕在化し、ラミネートされ
た部分が使用中に剥離することがあるためであ
る。

本実施例に用いられる逆止弁８，８′としては、
公知の或いは市販の弁を用いることができる。こ
のような公知の或いは市販の弁には、ボール型、
デイスク型、リーフレツト型、中心流型等があ
る。

本発明に用いられる血液ポンプの基質層をなす
ポリ塩化ビニルの重合度は500〜2000のものが好
ましい。可塑剤の量は重要であつて、ポリ塩化ビ
ニル100重量部に対して40〜120重量部、好ましく
は50〜80重量部がよい。40重量部以下では軟らか
さに欠け、弁の装填、弁の作動状態等において不
良、不適であり、120重量部以上では軟らかくな
りすぎて、弁が使用中にはずれることがあつて好
ましくない。用いられる可塑剤としてDOP（ジオ
クチルフタレート）、DOA（ジオクチルアジペー
ト）が無毒性の観点から好ましく用いられる。又
本発明の血液接触部を形成するポリシロキサンと
しては、公知のものがすべて用いられる。具体的
な例としては、ポリジメチルシロキサン、ポリジ
エチルシロキサン、ポリジプロピルシロキサン、
ポリジブチルシロキサン、ポリメチルフエニルシ
ロキサン、ジメチルシロキサン−ジフエニルシロ
キサンコポリマー、ポリメチルビニルシロキサ
ン、ポリメチルフエニルビニルシロキサンなどが
あるが、ポリジメチルシロキサンがよく、なかで
も後述する室温加硫（RTV）剤が使用できる活
性基を有するポリジメチルシロキサンが入手し易
く最も適している。

ポリジアルキルシロキサンの分子量は5000〜
160000が用いられ、好ましくは10000〜100000、
更に好ましくは30000〜800000である。ポリジア
ルキルシロキサンは線状であつてもよいし、分枝
したものであつてもよい。

又本発明においては、ポリシロキサンは架橋に
必要な活性基を持つたものたとえば、分子末端に
−SiOH、−SiOCOCH₃をもつたものが望ましい。

本発明においては、ポリシロキサン層を積層成
形することも極めて重要である。ポリシロキサン
をそのまま塗布して、それに架橋する手段を加え
てもポリシロキサン架橋膜と基質層であるポリ塩
化ビニルとは僅かの外力で剥離してしまい、一体
にラミネートすなわち積層成形することは極めて
困難である。

本発明者らは鋭意検討を続けた結果、極めて安
定にポリシロキサンを積層成形することを見出し
た。まず第１に、ポリシロキサンを有機溶剤にと
かし溶液状で塗布することが必要である。塗布す
る方法としては、前記血液ポンプの血液接触部に
塗布、浸漬、噴霧、充填その他の手段で均一に接
触せしめ、溶剤を蒸発又は水系凝固液で凝固し、
あるいは抽出するなどの手段で除くことが好まし
い。

第２に、上記有機溶剤がポリシロキサンをとか
すだけでなく、ポリ塩化ビニルの溶剤もしくは膨
潤剤としての作用ももつことが必要である。そう
でない場合、前記の如く、ポリシロキサン層とポ
リ塩化ビニル基質層の間での接着がよわく使用中
に剥離する危険がある。殊に人工心臓ポンプの如
く心拍数が60−120回／分という頻度で圧縮、膨
脹をくり返す場合、ポリシロキサン層とポリ塩化
ビニル層との接着が弱いと容易に剥離を生じる。
本発明においては、積層成形に際し、ポリシロキ
サンとポリ塩化ビニルの共通溶剤を用いて両者を
接触させるため接触面で両者の分子が混り合い、
二層に剥離することなく積層が完全に一体化し、
接着力が非常に強固なものとなる。

第３に、前記有機溶剤が水溶性であることであ
る。何故なら用いた有機溶剤を、後に水洗で完全
に除く必要があり、水溶性でなければ水洗によつ
て完全に除き得ないからである。このような条件
を満たす溶剤の例として、ジメチルホルムアミ
ド、ジメチルアセトアミド、ジメチルスルホキシ
ド、テトラヒドロフラン、ジオキサン等がある。
この中でも沸点の低いテトラヒドロフラン、ジオ
キサンが溶剤除去し易く好ましい。

前記溶剤にポリシロキサンの溶解性に悪影響を
及ぼさない程度に他の第３物質たとえば、エタノ
ール、アセトン、メタノール、酢酸等が存在して
も差つかえない。

本発明に用いられる前記ポリシロキサン溶液の
濃度は３％〜30％が用いられ、好ましくは６％〜
25％、更に好ましくは８％〜20％である。濃度が
３％より少ないと一定の厚みにポリシロキサンを
積層するのに異常にデイツプ回数（塗布回数）を
要し、又30％より濃い場合、ポリシロキサン溶液
の安定性が悪くゲル化するなど好ましくない現象
を生じることがある。

第４のポイントとしては、血液ポンプの血液接
触面を構成するポリシロキサンに充填剤を全く含
まないことである。これまでに知られているいわ
ゆる医療用のシリコーン樹脂には、通常充填剤が
入れられている。抗血栓性のよいといわれている
シリコーンチユーブにも充填剤が混入されてい
る。充填剤が加えられていないシリコーン樹脂で
は機械的な強度に劣り、とうてい実用化され得な
いからである。本発明者は、充填剤を含まないポ
リジメチルシロキサンは、従来用いられている充
填剤を用いたものと比べて画期的に抗血栓性を向
上するという興味ある現象を見出した。

充填剤がないことによる機械的な強度の不足
は、本発明においてはポリ塩化ビニル層よりなる
基質層によつて補われているため、全く問題にな
らない。これが第５のポイントともなる。

本発明を実施するにあたつて用いられるポリジ
メチルシロキサン溶液には一切の充填剤を含まな
い。何故に充填剤を含まないポリジメチルシロキ
サンが画期的な抗血栓性を示すかは今のところ明
らかでないが、極めて重要なことである。

第６のポイントとしては、本発明に係る血液ポ
ンプの血液接触面を構成するポリシロキサンに
は、適度の架橋がなされていることである。通常
この架橋は３次元架橋であることが望ましい。３
次元架橋させて、完全に固化し不溶化することに
よつて長時間の使用によつても全く抗血栓性に低
下を来さないのである。

本発明の実施において用いられる架橋剤の種類
は、ポリジアルキルシロキサンの架橋剤としては
ポリジアルキルシロキサンが≡SiOH、≡Si−
CH＝CH₂、≡SiH、≡SiOR（ＲはCH₃、C₂H₅な
ど）、≡SiOCOR（ＲはCH₃、C₂H₅など）等の活
性基を有する場合には室温架橋（RTV）剤とし
て公知の架橋剤やシランカツプリング剤が使用で
きる。例えば一般式R_oS_i（OR′）_4-o〔式中Ｒはアル
キル基、アリール基などを、R′はアルコキシ基、
アシルオキシ基などを、ｎは０、１〜３を表わ
す〕で表わされるジメチルアセトキシシラン、メ
チルトリアセトキシシラン、メチルジメトキシア
セトキシシラン、フエニルトリアセトキシシラ
ン、メチルアセトキシジエトキシシラン、メチル
トリエトキシシラン、フエニルトリメトキシシラ
ンなどの化合物；ビニルトリアセトキシシラン、
ビニルトリメトキシシランなどが含まれるシラン
カツプリング剤などが例示できる。又ベンゾイル
パーオキサイドの如き過酸化物を用いて架橋させ
てもよい。

本発明を実施するに当つて最も典型的な例とし
ては、ジアルキルシロキサンとして、室温架橋
（RTV）可能なポリジアルキルシロキサン、特に
好ましくは活性基として≡SiOCOR又は≡Si−
OH（Ｒはメチル、エチル基など）基を含むポリ
ジアルキルシロキサンを使用し、架橋剤として前
記ポリジアルキルシロキサンの室温架橋剤を添加
した塗布溶液を使用する場合である。

この場合には架橋は湿分（空気中ならびに溶剤
中の）によつても進行するので、架橋剤の添加は
塗布直前に添加するか、もしくは溶液を湿気から
遮断して貯蔵するのが望ましく、塗布用溶液がゲ
ル化しない程度に架橋の進行を抑制することが望
ましい。このためには、使用する溶剤中の水分を
1600ppm以下、好ましくは1000ppm以下、さらに
好ましくは800ppm以下に脱水することが望まし
いが、溶液の安定性上10ppm以上は必要であり、
これ以下ではマクロな相分離を生じることがあ
る。

本発明による拍動式血液ポンプは抗血栓性が優
れているばかりでなく、該皮膜は優れた弾性的性
質を有しているので、人工心臓や大動脈内バルー
ンポンプのように絶えず拍動するような血液接触
部を形成するのに適している。

本発明に係る血液ポンプとしては、前記したサ
ツク型の他、チユーブタイプ、ダイアフラムタイ
プ、プツシヤープレートタイプ等いずれのタイプ
にも適用可能であるが、サツク型の血液ポンプが
他の型に比べてつくり易く有用である。サツク型
の血液ポンプが人工心臓として完全な機能を果す
ためには、第１図に示す血液チヤンバー４の変形
開始様態を常に一定に保つことである。換言する
と、この血液チヤンバー４を空気圧によつて外部
から加圧した時、或いはこの血液チヤンバーの内
部を減圧した時に、血液チヤンバー４の相対する
内壁面が双方から内に向つて変形してこれらが最
初に接触する点の位置を規制することが極めて重
要なことを本発明者らは見出した。この点につい
て、第１図及び第３図Ｆを参照して説明する。な
お、この第３図Ｆは、血液チヤンバー４をその偏
平な側面（以下、「広面積面」と言う）に沿つて
切つた縦断面図に相当する。

上述した血液チヤンバー４の最初の接触点は、
図示のように、血液チヤンバー４の底部からの全
高（中央部における）をＬ、広面積面の巾即ち血
液チヤンバー４の最大巾をＤとした時、その高さ
方向即ち広面積面の縦の（血液導入管２、排出管
３内における血流方向に沿つた）中心線ｐ上であ
つて、血液チヤンバー４の底部から0.2Lと0.45L
との間、好ましくは0.2Lと0.4Lとの間の高さ範囲
の任意の一点Ｏを中心とする半径0.15D、好まし
くは0.1D、更に好ましくは0.08Dの円の内部（図
中斜線で例示する部分）に存在することが必要で
ある。

血液チヤンバー４の内壁面が最初に接触する接
触点を上記の領域内に規制すると、この血液チヤ
ンバー４の変形挙動を長時間に亘つて常に一定化
することができる。逆に、最初の接触点が上記領
域からはずれた場合には、血液拍出挙動に微妙な
変化を生じ、この為、このような人工心臓を適用
した患者に対して重大な悪影響を及ぼす恐れがあ
る。

本発明者は、この点について鋭意検討した結
果、第１図に示すように、血液チヤンバー４を偏
平形状とし、その横断面における偏平率（無負荷
状態で測定した血液チヤンバー４の最大巾Ｄとこ
の最大巾方向に対して直角の方向における最大巾
ｄとの比）を所定の範囲に設定することが、血液
チヤンバー４の最初の接触点を前記領域内に規制
する為に極めて有効であることを見出した。即
ち、この為には、血液チヤンバー４の偏平率Ｆ
（Ｄ／ｄ）を2.0≦Ｆ≦4.0、好ましくは2.1≦Ｆ≦
3.5、更に好ましくは2.2≦Ｆ≦3.0に設定するのが
有効である。血液チヤンバー４の横断面の偏平率
が上記の範囲にある時には、この血液チヤンバー
４の変形挙動が極めて安定なものとなる。

この偏平率が2.0より小さいと、血液チヤンバ
ー４の変形挙動が歪んだ状態で起ることがしばし
ば生じ、実用化の点で不安が見られる。例えば、
本実施例１のようなサツクタイプの空動式あるい
は流動式血液ポンプを用いる場合において、血液
チヤンバーが円筒形（即ち、偏平率１）の場合に
は、加圧によつてその血液チヤンバーのひしやげ
る様態が一定しないことが実験の結果明らかにな
つている。即ち、空気圧によつて血液チヤンバー
がひしやげる際、円筒形状の場合には、そのひし
やげ始めの位置が定まらず、又、血液チヤンバー
のひしやげに伴なう血液チヤンバーの容積変化の
挙動もその度毎に千差万別であり、更に、血液チ
ヤンバーの最小容積も加圧の度に異なつてしまう
という現象が頻発する。この為、このような構造
の人工心臓ではとうてい血液の拍出量や血圧曲線
を一定に保つことは覚つかない。

一方、血液チヤンバー４の偏平率が4.0より大
きいと、今度は逆に、ハウジング１内が減圧され
て血液チヤンバー４の容積が増加する時の膨脹挙
動が不安定になつてくる。

又血液チヤンバー部の長さ(L)と巾の(D)比Ｌ／Ｄ
比も一定の範囲内にあるのがよい。好ましい範囲
は1.6〜0.7の間である。この範囲をはずれると、
すでにのべた両広面積の圧縮時の接点が好ましい
範囲からずれることがある。

このように、血液チヤンバー４の広面積面の最
初の接触点を上記範囲内に特定すると、まずその
接触点で相対する内壁面が接触し、次いで接触面
が前記接触点を中心に拡大するように拡がつてゆ
く。これによつて、血液チヤンバー内には、いつ
も一定の血液の流れを再現性良く作り出すことが
でき、従つて、逆止弁８′を通じて各心拍毎に全
く同じ挙動で血液が拍出されるようになる。この
ように、いつも一定の血流を血液チヤンバー内で
作ることは、抗血栓性保持の為にも必要なことで
ある。

本発明を以下実施例によつて説明するが、これ
はあくまで説明のためのものであつて、決して本
発明の範囲を限定するものではない。

実施例１公知の方法でポリ塩化ビニルプラスチゾルを原
料とし、デイツプ法で導管のついたつば部（第２
図）を作成する。本図のようにつば部の導管部に
弁取付用として環状突起部を設けておいてもよい
し、又、弁を取付けた導管素子をあとで結合させ
るようにしたものでもよい。ここで前記結合素子
は必ずしも塩化ビニル重合体で構成される必要は
なく、たとえばエポキシ樹脂製であつてよい。

このようにできたつば部５を筒状部９の外側に
丁度はめ込むように、予め用意された金属製の成
形用金型１０に第３図Ａに示すように配置する。
この場合該金型１０は筒状部９と液密にあわせら
れる。次にこの金型１０に第６図Ｂに示すように
ポリ塩化ビニルプラスチゾル（たとえば日本ゼオ
ン(株)製ゼオン131A）を図中の破線で示した部分
まで加える。次に加温沿に浸漬する。この場合の
加温温度は80℃、処理時間は３分である。

プラスチゾルは金属金型に接した部分は、熱の
ためにゲル化し、第６図Ｃに示すように一定の厚
さにゲル層１１が付着する。つば部に一体成形さ
れた筒状部９の内側にもプラスチゾルが存在する
が、この部分のゾルは、上記筒状部の断熱効果の
ためゲル化しない。そのため、この部分のプラス
チゾルは第６図Ｄのペースト排出工程で自然に流
下しその整面効果のために血液チヤンバーは全く
段差のない、いわゆる継目のないシームレスな自
由表面に仕上げることができる。後、第６図Ｅに
示すように加熱キユア（190℃）を行なう。

このあと、冷却し第６図Ｆに示すように金型を
離型すると、導管を具えた上蓋部と血液チヤンバ
ー部は、見事に継目なしに一体成形することがで
きる。この場合において、血液チヤンバーの平均
膜厚は0.9mmであり、血液導入管・排出管の厚み
は2.1mmであつた。

このようにして軟質ポリ塩化ビニル製のポンプ
を複数個製造し、以下の実施例及び比較例に用い
た。

比較例１実施例１で作成した軟質ポリ塩化ビニル製のみ
の血液ポンプを用いて山羊による動物実験を行な
つたところ、14日めに血液チヤンバー内に血栓の
生成が認められ、実験を中止せざるをえなくなつ
た。

実施例２東芝シリコン社製のポリジメチルシロキサン
（分子量80000）をチトラヒドロフランにとかし12
％溶液とし、架橋剤としてメチルトリアセトキシ
シランをジメチルシロキサンに対して6.8％量加
えた。実施例１で作つた軟質ポリ塩化ビニル基質
層の内部に上記溶液を満たし、直ちに傾斜しての
ぞく。この操作を２回くり返して、前記ポリ塩化
ビニル製のポンプ内面にポリジメチルシロキサン
をコーテイングした。これを真空乾燥して充分に
溶剤を除き、更にRH40％の部屋に３日間放置し
て架橋を完了させた。これに所定の弁座部にプジ
ヨークシエリー弁を設置し血液ポンプをつくつ
た。ポリジメチルシロキサン層の厚みは30μであ
り、サツク型のポンプの偏平率はＦ＝2.2、Ｌ／
Ｄ＝1.0であつた。この血液ポンプを３個作り、
山羊で動物実験を行つたところ、いずれも人工心
臓として充分使用に耐え、しかも１ケ月の使用に
おいても全くポンプ内に血栓を生成しなかつた。

比較例２実施例２で用いたポリジメチルシロキサンにお
いて、架橋剤を添加しない状態で、実施例２と同
様にポリ塩化ビニル製のポンプ内面にコーテイン
グした。ポリジメチルシロキサン層の厚み及び偏
平率は実施例２と同様であつた。

この血液ポンプを用いて山羊による動物実験を
行なつたが、19日めで血栓の生成が認められ、実
験を中止せざるをえなくなつた。

実施例３サイラー社のポリジメチルシロキサン（RTV
−40）をテトラヒドロフラン−ジオキサン混合溶
媒（２：１）に溶解し、架橋剤としてポリジメチ
ルシロキサンに対して4.8％のメチルトリメトキ
シシランを加え、実施例２と同様にポリ塩化ビニ
ル基質層の血液ポンプ（但しＦ＝2.3 Ｌ／Ｄ＝
７／６）の血液接触部に３回コーテイングした。
この方法によつて基質のポリ塩化ビニル部とポリ
ジメチルシロキサンとは、きれいに積層成形体と
なる。これをRH50％の雰囲気に室温で放置して
表面を架橋させた。本実施例におけるポリジメチ
ルシロキサン層の厚みは16μであつた。

この血液ポンプを２個作り、山羊を使つた１ケ
月間にわたる動物実験を行つた。この結果、いず
れもポンプ内部に血栓の生成が全く認められず、
しかも心機能として全く問題がなかつた。

比較例３実施例３において、コーテイングを１回とし、
ポリジメチルシロキサン層の厚みを0.4μとした以
外は同様の条件で作製した血液ポンプを用いて山
羊による動物実験を行つたところ、25日めに血栓
の生成が認められ、実験を中止せざるをえなくな
つた。

実施例４東芝シリコン社製の両端OHのポリジメチルシ
ロキサン（分子量30000）をジメチルアセトアミ
ドに溶かして12.5％溶液とし、架橋剤としてメチ
ルトリアセトキシシランをポリジメチルシロキサ
ンに対して4.9％量加えた。この溶液を用いて実
施例１の方法で得た軟質ポリ塩化ビニル製の血液
ポンプ（Ｄ／ｄ＝2.0 Ｌ／Ｄ＝1.3）の血液接触
面に、実施例２の方法（但し、塗布回数は１回）
によつてポリジメチルシロキサンを積層成形し
た。これをRH30％の雰囲気中で２日放置しポリ
ジメチルシロキサンを架橋させた。真空でジメチ
ルアセトアミドを除いたのち、更に水洗して残留
したジメチルアセトアミドを除去し弁を所定の場
所に設置して人工心臓を組立てた。本実施例にお
けるポリジメチルシロキサン層の厚みは8μであ
つた。この血液ポンプを２個作り、山羊による１
ケ月間にわたる動物実験を行つた結果、いずれも
人工心臓として充分に実用に耐える抗血栓性と心
機能を備えていることが判明した。又デマツシヤ
ータイプの屈曲疲労試験機を用いて、２万回の繰
返し耐久テストを行なつたが、ポリジメチルシロ
キサン層とポリ塩化ビニル基質層の剥離は全く観
察されなかつた。

比較例４実施例４で用いたポリジメチルシロキサン溶液
に、ポリジメチルシロキサン100重量部に対し10
重量部の微粉末シリカを充填材として加えて、該
溶液を均一に懸濁し、これを実施例４と同様に血
液ポンプ内面に塗布した。この血液ポンプを用い
て、山羊による動物実験を行なつたところ、12日
めに血栓の生成が認められ、実験を中止せざるを
えなくなつた。

【図面の簡単な説明】

第１図は人工心臓用血液ポンプの分解斜視図で
あり、第２図はつば部の斜視図であり、第３図Ａ
〜Ｆは本発明に係る人工心臓用血液ポンプの成形
過程を示す説明図である。図中、符号２は血液導入管、３は血液排出管、
４は血液チヤンバー、５はつば部、６は流体の導
入・排出用ポート、７はハウジング、８，８′は
弁、１０は金型を各示す。

Claims

【特許請求の範囲】

１血液導入管及び血液排出管に連通して血液チ
ヤンバーが形成され、該血液チヤンバーの拍動に
よつて血液を導入及び排出する拍動型血液ポンプ
において、前記血液導入管及び血液排出管の厚み
を各1.0〜5.0mmとし、前記血液チヤンバーがその
最大巾Ｄとこの最大巾方向に対して直角の方向に
おける最大巾ｄの間に2.0≦Ｄ／ｄ≦4.0なる範囲
で形成され、少なくとも前記血液チヤンバーが、
ポリ塩化ビニル100重量部に対し可塑剤を40〜120
重量部添加し厚みを0.2〜1.5mmとした軟質ポリ塩
化ビニル基質層と１〜500μの厚みのポリシロキ
サン層よりなり、その血液接触面がポリシロキサ
ン層となるように前記軟質ポリ塩化ビニル基質層
の上に少なくとも１部が架橋しているポリシロキ
サン層を積層し成形してなることを特徴とする拍
動型血液ポンプ。