WO2006009214A1 - 体外循環装置 - Google Patents

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WO2006009214A1
WO2006009214A1 PCT/JP2005/013405 JP2005013405W WO2006009214A1 WO 2006009214 A1 WO2006009214 A1 WO 2006009214A1 JP 2005013405 W JP2005013405 W JP 2005013405W WO 2006009214 A1 WO2006009214 A1 WO 2006009214A1
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WO
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blood
bubble
extracorporeal circulation
storage chamber
sensor
Prior art date
Application number
PCT/JP2005/013405
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English (en)
French (fr)
Inventor
Mitsuaki Ogihara
Hidetaka Nakayama
Kazuhiko Takeuchi
Yuki Togashi
Akiyasu Itou
Original Assignee
Terumo Kabushiki Kaisha
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Kabushiki Kaisha filed Critical Terumo Kabushiki Kaisha
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Priority to US11/632,828 priority patent/US7922683B2/en
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3627—Degassing devices; Buffer reservoirs; Drip chambers; Blood filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
    • A61M1/32—Oxygenators without membranes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3601—Extra-corporeal circuits in which the blood fluid passes more than once through the treatment unit
    • A61M1/3603—Extra-corporeal circuits in which the blood fluid passes more than once through the treatment unit in the same direction

Definitions

  • the present invention relates to an extracorporeal circulation comprising a blood pump for transferring blood to extracorporeal circulation, a bubble removing device for removing bubbles in the extracorporeally circulating blood, and a control means for controlling the operation of the blood pump. Relates to the device.
  • a blood pump is operated to remove blood from a patient's vein (vena cava), perform gas exchange with an artificial lung, and then return this blood to the patient's artery.
  • the artificial lung extracorporeal blood circulation is performed to return to.
  • Such an artificial lung extracorporeal blood circulation circuit is provided with an air bubble removing device for removing (separating) air bubbles that have flowed into the exsanguinated blood!
  • This bubble removing device is divided into a housing (container body) and a blood inflow space (upper space) through which blood flows and a blood outflow space (lower space) through which blood flows out.
  • a filter body that applies centrifugal force to the blood flow, collects air bubbles in the center of the housing (blood inflow space), and further collects the air bubbles in the upper part of the housing by buoyancy, and then removes them by deaeration means.
  • An object of the present invention is to provide an extracorporeal circulation device that can reliably prevent the bubbles from being sent to a patient when the bubbles are mixed in the blood while reducing the filling amount. is there.
  • the extracorporeal circulation apparatus of the present invention comprises a blood removal line for removing blood from a patient, A blood pump that pumps blood,
  • An oxygenator that performs gas exchange on the blood
  • a bubble removing device for removing bubbles mixed in the blood
  • Blood supply control means for controlling the blood flow rate so as not to send the bubbles to the patient, and a bypass line for bypassing the blood discharged from the blood pump and returning the blood to the blood pump
  • the bubble removing device In the extracorporeal circulation device of the present invention, the bubble removing device,
  • a swirl flow forming chamber having a substantially circular internal space in cross-sectional shape
  • An inlet that is provided substantially in the tangential direction of the inner peripheral surface of the swirl flow forming chamber and introduces blood into the swirl flow formation chamber so that blood forms a swirl flow in the swirl flow formation chamber;
  • An outlet provided at the bottom of the chamber;
  • a bubble storage chamber that is provided on the upper side of the swirl flow forming chamber and temporarily stores bubbles floating from the swirl flow formation chamber.
  • the bubble removing device comprises:
  • a negative pressure chamber provided on the upper side of the bubble storage chamber and connected to a deaeration means and maintained at a negative pressure;
  • a first filter provided so as to separate the bubble storage chamber and the negative pressure chamber, allowing passage of gas and preventing passage of blood;
  • the liquid that has passed (permeated) through the first filter (for example, condensed water vapor) can be reliably prevented from flowing out by the second filter.
  • the bubble removing device includes the first filter and the first filter. It is preferable to provide a liquid storage chamber provided between the two filters and capable of storing the liquid flowing out of the negative pressure chamber.
  • the bubble removing device includes a bubble detecting means for detecting the bubbles
  • the blood supply control means preferably controls the operation of the blood pump based on the detection result of the bubble detection means.
  • the bubble detecting means is composed of at least one sensor for detecting a liquid level of blood in the bubble storage chamber or information related thereto.
  • the senor detects a first liquid level of blood and a second liquid level lower than the first liquid level. Preferred to include with a second sensor.
  • the blood supply control means controls the operation of the blood pump based on information obtained from the first sensor and the second sensor force, respectively. Is preferred.
  • the blood supply control means includes the blood supply control unit. It is preferable to control the operation of the blood pump so that the flow rate is reduced.
  • the blood level has reached the first liquid level from a state where the blood level is located between the first liquid level and the second liquid level. That said
  • the blood sending control means controls so as to maintain the operating state of the blood pump at that time.
  • the blood supply control means includes the blood Control is preferably made to recirculate between the blood pump and the bypass line.
  • the first sensor detects that the liquid level of the blood in the bubble storage chamber has reached the first liquid level.
  • the blood supply control means stops the recirculation of the blood, and the blood passes through the blood removal line, the blood pump, the oxygenator, the blood supply line, and the bubble removing device. It is preferable to control.
  • the blood supply control means includes the blood pump It is preferable to control to stop the operation.
  • the first sensor and Z or the second sensor include a transmission unit that transmits ultrasonic waves, and a reception unit that receives the transmitted ultrasonic waves, It is preferable that the liquid level of the blood in the bubble storage chamber can be detected using the difference between the transmittance of the ultrasonic wave that transmits blood and the transmittance of the ultrasonic wave that transmits gas.
  • the blood level can be reliably detected.
  • the bottom surface of the bubble storage chamber is provided with an inclined surface inclined with respect to the horizontal direction
  • the first sensor and the second sensor are preferably provided along an inclination direction of the inclined surface of the bubble storage chamber.
  • the first sensor is provided in the vicinity of an upper portion of the inclined surface of the bubble storage chamber.
  • the first sensor and the second sensor are separated from each other by 3 to 30 mm in the vertical direction.
  • the first sensor and the second sensor are too close to each other, and immediately after the first sensor detects the first liquid level. Since the second sensor detects the second liquid level and the operation of the blood pump is controlled, the operating rate of the extracorporeal circulation device may be significantly reduced. Also, if the separated distance exceeds the upper limit, the second sensor may be positioned below the bubble storage chamber depending on other conditions (for example, when the bubble storage chamber is small). is there. For this reason, it may be impossible for the second sensor to detect the second liquid level in the bubble storage chamber.
  • the bubble removing device has a frustoconical portion provided in a swirl flow forming chamber and having an inner diameter gradually decreasing upward.
  • the bubble removing device comprises:
  • a second communication portion that communicates the vicinity of the peripheral wall portion of the swirl flow forming chamber with the bubble storage chamber;
  • the swirl flow forming chamber force The bubbles that have floated flow into the bubble storage chamber through the first communication portion, and the blood in the bubble storage chamber returns to the swirl flow formation chamber through the second communication portion. I prefer to be composed.
  • the blood pump is preferably a centrifugal pump, and the blood flow rate is preferably increased or decreased by increasing or decreasing the rotational speed of the centrifugal pump.
  • the blood flow rate can be easily controlled.
  • the rotational speed is controlled so as to increase or decrease continuously or stepwise.
  • the pump rotation speed can be quickly reduced in a situation where the amount of inflowing bubbles (bubble inflow amount) greatly exceeds the bubble removal capability. Therefore, the extracorporeal circulation can be maintained.
  • the rotational speed is controlled to decrease stepwise, the liquid level recovers (turns from falling to rising) in a situation where the amount of inflowing bubbles (bubble inflow amount) slightly exceeds the bubble removal capability. To give time, the need to excessively reduce the speed of the blood pump is omitted.
  • the bubble removing device is disposed upstream of the blood pump! /.
  • the artificial lung unit discharges blood from the blood pump. It is preferable that it is disposed between the discharge port that is formed and the inflow port through which the blood in the bypass line flows.
  • FIG. 1 is a cross-sectional side view showing a bubble removing device included in an extracorporeal circulation device (first embodiment) of the present invention.
  • FIG. 2 is a view (bottom view) taken along arrow A in FIG.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 1.
  • FIG. 4 is a diagram showing an outline of the first embodiment of the extracorporeal circulation apparatus of the present invention.
  • FIG. 5 is a cross-sectional side view showing a bubble removing device included in the extracorporeal circulation device (second embodiment) of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing an outline of a second embodiment of the extracorporeal circulation apparatus of the present invention.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a control program of the control device for the extracorporeal circulation apparatus shown in FIG. 6.
  • Fig. 8 is a graph schematically showing a change with time of the rotation speed of the blood pump under the control of the control device for the extracorporeal circulation device shown in Fig. 6.
  • FIG. 1 is a cross-sectional side view showing a bubble removing device included in the extracorporeal circulation device of the present invention (first embodiment), and FIG. 2 is a view (bottom view) of FIG.
  • FIG. 4 is a sectional view taken along line BB in FIG. 1, and FIG. 4 is a diagram showing an outline of the first embodiment of the extracorporeal circulation apparatus of the present invention.
  • the upper side in FIG. 1 is referred to as “upper” or “upper”, and the lower side is referred to as “lower” or “lower”.
  • the bubble removing device 1A shown in each figure removes bubbles (gas) in blood circulating outside the body. Is for.
  • blood does not circulate in the patient's heart, gas is not exchanged in the patient's body, and blood circulation and gas exchange (oxygenation and Z or carbon dioxide removal) are performed by the extracorporeal circulation device.
  • blood circulation and gas exchange oxygenation and Z or carbon dioxide removal
  • the bubble removing device 1A removes bubbles mixed in blood.
  • This bubble removing device 1A includes a device main body 40, a bubble storage chamber 5 provided above the device main body 40 (swirl flow forming chamber 2), a negative pressure chamber 8 provided above the bubble storage chamber 5, A liquid storage chamber 15 communicating with the negative pressure chamber 8 through the connecting pipe 18 and a first filter provided so as to separate the bubble storage chamber 5 and the negative pressure chamber 8 (filter member (aeration membrane)) 9, a second filter 16 provided in the liquid storage chamber 15, and detection means (bubble detection means) 17 A for detecting the liquid level of the blood in the bubble storage chamber 5.
  • the constituent materials of the apparatus main body 40, the bubble storage chamber 5, the negative pressure chamber 8, the connecting pipe 18 and the liquid storage chamber 15 are not particularly limited.
  • polycarbonate, acrylic resin, polyethylene terephthalate, Relatively hard resin materials such as polyethylene, polypropylene, polystyrene, polychlorinated butyl, acrylic styrene copolymer, and acrylic butadiene styrene copolymer are preferred.
  • a substantially transparent material is preferable so that the state of the internal blood and the like can be visually confirmed.
  • the apparatus main body 40 includes a swirl flow forming chamber 2, an inlet 3 for introducing blood into the swirl flow forming chamber 2 (internal space), and blood in the swirl flow forming chamber 2 from the bubble removing device 1A. It has an outflow port 4 that discharges to the outside, and a first communication part 6 and a second communication part 7 that allow the swirl flow forming chamber 2 and the bubble storage chamber 5 to communicate with each other.
  • the swirl flow forming chamber 2 has a rotating body-shaped internal space, that is, an internal space having a substantially circular cross-sectional shape, and is a room for forming swirl flow in the blood that flows.
  • the bubble removing device 1A is used in a posture in which the central axis 20 of the swirling flow forming chamber 2 is in the vertical direction (vertical direction). Therefore, hereinafter, a plane perpendicular to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2 is referred to as a horizontal plane.
  • the swirl flow forming chamber 2 includes a disk-shaped enlarged diameter portion 21 located at substantially the same height as the inflow port 3, a frustoconical portion 22 provided on the upper side (upper part) of the enlarged diameter portion 21, It consists of a moon part 23 provided on the lower side (lower part) of the enlarged diameter part 21.
  • the internal space of the truncated cone portion 22 has a substantially truncated cone shape in which the inner diameter gradually decreases upward.
  • the internal space of the frustoconical portion 22 has an almost perfect truncated cone shape.
  • the internal space of the frustoconical portion 22 may not be completely frustoconical.
  • the peripheral surface may be rounded as viewed from the side.
  • the internal space of the enlarged diameter portion 21 has a substantially disk shape whose inner diameter is larger than the inner diameter of the lower end of the truncated cone portion 22.
  • the internal space of the trunk portion 23 has a substantially cylindrical shape (substantially columnar shape) having an inner diameter smaller than that of the enlarged diameter portion 21.
  • the lower part of the body part 23 has a funnel shape, and an outlet 4 is formed at the lower end thereof.
  • the inflow port 3 is provided so as to protrude in a substantially tangential direction of the inner peripheral surface of the enlarged diameter portion 21 of the swirling flow forming chamber 2 (see Fig. 2).
  • the blood flowing into the swirl flow forming chamber 2 from the inflow port 3 can surely form a swirl flow.
  • the bubble storage chamber 5 is a room for temporarily storing the bubbles that have risen from the swirl flow forming chamber 2.
  • the bubble storage chamber 5 is filled with blood when the blood flowing into the swirl flow forming chamber 2 contains no bubbles.
  • the bubble storage chamber 5 has a substantially disk-shaped internal space.
  • the upper surface of the bubble storage chamber 5 is separated (covered) by the first filter 9.
  • the shape of the bubble storage chamber 5 is not limited to a substantially disk shape, but may be a polygonal plate shape.
  • the central axis 50 of the bubble storage chamber 5 is eccentric to the left side in FIG. 1 with respect to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2. This makes it easier for bubbles flowing into the bubble storage chamber 5 to collect on one side (the eccentric side, the left side in FIG. 1) of the bubble storage chamber 5, so that the bubbles are efficiently collected in the first fibre. Ruta 9 can be transmitted.
  • the central axis 50 of the bubble storage chamber 5 is inclined with respect to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2.
  • the direction of the inclination is such that the height of the bubble storage chamber 5 increases as the distance from the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2 increases. Thereby, the bubbles flowing into the bubble storage chamber 5 can be collected smoothly and quickly on one side of the bubble storage chamber 5.
  • the inclination angle a of the central axis 50 of the bubble storage chamber 5 with respect to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2 is not particularly limited, but is preferably about 0 to 50 °, about 5 to 20 °. Is more preferred.
  • the bottom surface 51 of the bubble storage chamber 5 has a mortar shape in which the depth gradually increases toward the center.
  • the vicinity of the top of the frustoconical portion 22 of the swirl flow forming chamber 2 communicates with the bubble storage chamber 5 via the first communication portion 6.
  • the first communication portion 6 is configured by a circular opening formed in the bottom surface 51 of the bubble storage chamber 5 (see FIG. 3).
  • Bubbles flowing into the bubble storage chamber 5 are caused by buoyancy, and the higher portion of the bubble storage chamber 5 (first
  • the swirl flow forming chamber 2 and the bubble storage chamber 5 are further communicated with each other via the second communication portion 7.
  • the second communication portion 7 is opened near the left peripheral wall portion (hillside portion) of the frustoconical portion 22 in FIG.
  • the second communication portion 7 communicates the bubble storage chamber 5 on the opposite side of the first communication portion 6 and the peripheral wall portion of the frustoconical portion 22 via the central shaft 50.
  • the volume of the bubble storage chamber 5 is, of course, constant, when the bubbles rising from the swirl flow forming chamber 2 flow into the bubble storage chamber 5 through the first communication portion 6, the bubbles that have flowed in are replaced. The same amount of blood needs to return from the bubble storage chamber 5 to the swirl flow forming chamber 2.
  • the bubble rising from the swirl flow forming chamber 2 flows into the bubble storage chamber 5 through the first communication portion 6, and thus the bubble storage chamber. Blood in 5 It can return to the swirl flow forming chamber 2 through the second communication part 7 (see the dotted line in FIG. 1).
  • the second communication portion 7 communicates with the peripheral wall portion of the frustoconical portion 22, the vicinity of the outlet of the second communication portion 7 is relatively close to the central axis 20. Therefore, since the flow velocity of the swirling flow is relatively slow near the outlet of the second communication portion 7, the blood that has flowed out of the second communication portion 7 does not flow backward or disturb the swirling flow, and the inside of the frustoconical portion 22 Can enter smoothly.
  • the outlet of the second communication part 7 may be oriented in a direction perpendicular to the peripheral wall of the frustoconical part 22 in a plan view. Also, the tangential direction of the peripheral wall of the frustoconical part 22, that is, the direction of swirl flow You can choose the direction that suits your needs.
  • the second communication portion 7 is not provided, when the bubbles in the swirl flow forming chamber 2 try to flow into the bubble storage chamber 5 through the first communication portion 6, Instead, the blood returning from the bubble storage chamber 5 to the swirl flow forming chamber 2 passes through the first communication section 6 in the opposite direction to the bubbles, so that the flow near the first communication section 6 is disturbed and the bubbles pass smoothly. Will be hindered.
  • a groove 53 having a depth that is one step deeper than the bottom surface 51 is formed in a portion opposite to the first communication portion 6 via the central shaft 50.
  • the inclined surface 52 that is the bottom surface of the groove 53 continues to the second communication portion 7 and is inclined with respect to the horizontal plane so as to move downward toward the second communication portion 7.
  • the inclination angle 13 of the inclined surface 52 is not particularly limited, but is preferably 0 to 90 °, more preferably 5 to 40 °.
  • the first filter 9 is a membrane member configured to allow air (gas) to pass therethrough and prevent blood from passing therethrough.
  • This first filter 9 (same as the second filter 16) has a hydrophobic surface. It is preferably treated or a hydrophobic membrane (hydrophobic membrane).
  • Examples of the constituent material of the hydrophobic film include polytetrafluoroethylene (PTFE), a copolymer of tetrafluoroethylene and hexafluoropropylene (FEP), tetrafluoroethylene and perfluoroethylene.
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • FEP hexafluoropropylene
  • PVDF polychloroethylene
  • PVDF polyvinylidene fluoride
  • ETFE ethylene and tetrafluoroethylene copolymer
  • ECTFE ethylene copolymer
  • PP polypropylene
  • As the first filter 9 a material obtained by making these materials porous by a stretching method, a microphase separation method, an electron beam etching method, a sintering method, an argon plasma particle, or the like is preferably used.
  • the method for the hydrophobization treatment is not particularly limited, and examples thereof include a method of coating the surface of the first filter 9 with a constituent material having hydrophobicity.
  • the first filter 9 is provided perpendicular to the central axis 50 of the bubble storage chamber 5. That is, the first filter 9 is inclined with respect to a plane (horizontal plane) perpendicular to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2. As a result, the air bubbles flowing into the air bubble storage chamber 5 move to one side of the air bubble storage chamber 5 (left side in FIG. 1) along the inclination of the first filter 9, so that the air bubbles can be smoothly and quickly moved. Can be collected.
  • the first filter 9 allows the gas in the bubble storage chamber 5 to pass as described above, the water vapor from the bubble storage chamber 5 can pass through the first filter 9.
  • the water vapor that has passed through the first filter 9 is condensed to become the liquid L, and along the inclination of the first filter 9, the side opposite to the bubbles (the right side in FIG. 1), that is, the liquid storage chamber 15 side. Therefore, the liquid L can easily flow into the liquid storage chamber 15.
  • the negative pressure chamber 8 is a chamber having a flat (flat) internal space formed by being separated from the bubble storage chamber 5 by the first filter 9.
  • the negative pressure chamber 8 is provided concentrically with the bubble storage chamber 5. Therefore, the central axis of the negative pressure chamber 8 is also inclined with respect to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2. As a result, as described above, the liquid L in the internal space of the negative pressure chamber 8 can move to the liquid storage chamber 15 side, so that the liquid L easily flows into the liquid storage chamber 15.
  • the bubbles (air) accumulated in the bubble storage chamber 5 pass through the first filter 9 and are sucked into the negative pressure chamber 8, and pass through the deaeration port 153 of the liquid storage chamber 15 to remove the bubbles. It is discharged (removed) outside of 1A.
  • a connecting pipe 18 protruding from the negative pressure chamber 8 is provided below the inclined negative pressure chamber 8.
  • a liquid storage chamber 15 is connected (provided) to the negative pressure chamber 8 via a connecting pipe 18.
  • the liquid storage chamber 15 includes a storage chamber main body 151, a check valve installation portion 152 for installing the check valve 30, and a deaeration port 153 connected to deaeration means (not shown).
  • deaeration means for example, wall suction in an operating room can be used. Wall suction is one of the medical gas piping equipment such as oxygen, treatment air, nitrogen, and suction. It is a pipe for suction (deaeration) installed on the wall of the operating room. is there. In addition, an individual vacuum pump or the like may be used as the deaeration means. By such an operation of the deaeration means, it is possible to obtain a suction force for sucking the negative pressure chamber 8, and thus it is possible to remove (suck) bubbles from the negative pressure chamber 8.
  • the storage chamber main body 151 is a part having a box shape.
  • the storage chamber main body 151 can store the liquid L flowing out of the negative pressure chamber 8 and flowing in through the connecting pipe 18. This ensures that the liquid L is captured by the storage chamber main body 151 (liquid storage chamber 15), and thus the liquid L can be reliably prevented from flowing out of the bubble removing device 1A. I'll do it.
  • the check valve installation part 152 is a cylindrical part provided in the upper part 155 of the storage chamber body 151. Rank. Further, the check valve installation portion 152 is inclined in the same direction as the protruding direction (formation direction) of the connecting pipe 18.
  • a cylindrical deaeration port 153 is formed to project from the end 154 of the check valve installation portion 152.
  • the tube of the deaeration means can be easily and reliably connected to the deaeration port 153, and therefore, the negative pressure chamber 8 has a negative pressure.
  • the gas (air) in the negative pressure chamber 8 is discharged from the deaeration port 153.
  • the protruding direction of the deaeration port 153 is substantially the same as the protruding direction of the connecting pipe 18 (check valve installation portion 152).
  • the deaeration port 153 has an outer diameter and an inner diameter that are smaller than those of the check valve installation portion 152.
  • the bubble removing device 1A is provided with a second filter 16 and a check valve 30.
  • the second filter 16 is a membrane member that is substantially the same as the first filter 9 and is configured to allow air (gas) to pass therethrough and liquid L not to pass.
  • the check valve 30 is a valve body configured to allow only the flow of gas to the degassing step side.
  • the second filter 16 is provided between the negative pressure chamber 8 and the deaeration means, that is, on the upper portion 155 side from the opening 182 where the connecting pipe 18 of the storage chamber main body 151 opens.
  • the storage chamber main body 151 is provided between the first filter 9 and the second filter 16.
  • the liquid L from the connecting pipe 18 can flow into the storage chamber main body 151 without coming into contact with the second filter 16. Therefore, the liquid L is reliably stored in the storage chamber body 151, and the liquid L can be reliably prevented from flowing out of the bubble removing device 1A.
  • the second filter 16 is substantially parallel to the first filter 9, that is, inclined with respect to the horizontal direction. By installing the second filter 16 in such a posture, even if the liquid L touches the second filter 16, the second filter 16 is inclined along the inclined second filter 16 (with an inclination angle ⁇ ). Since the liquid L is quickly separated from the second filter 16, it is possible to prevent the air passing ability (bubble removing ability) of the second filter 16 from being impaired.
  • the second filter 16 is located above the first filter 9 in the thickness direction, that is, in the direction of the central axis 50. In other words, the second filter 16 has its uppermost end.
  • the portion 161 is positioned below the uppermost end 93 of the first filter 9, and the lowermost end 162 is positioned at substantially the same height as the lowermost end 94 of the first filter 9.
  • first filter 9 and the second filter 16 are provided at different positions in the plane direction thereof, that is, in the direction perpendicular to the central axis 50 (inclination direction). Thereby, the liquid L on the first filter 9 can be prevented from coming into contact with the second filter 16.
  • the check valve 30 is provided between the deaeration port 153 and the second filter 16, that is, in the check valve installation portion 152. Thereby, it is possible to reliably prevent the gas discharged by the degassing means from flowing back into the negative pressure chamber 8, and thus it is possible to reliably remove the gas from the bubble removing device 1A. Further, the negative pressure state in the liquid storage chamber 15 can be stably maintained.
  • the check valve 30 is a duckbill valve (see Fig. 1).
  • the check valve 30 is not limited to this, and only allows the flow of gas to the deaeration means side. Any valve body may be used as long as it is configured to do so.
  • the frustoconical portion 22 is provided in the upper part of the swirl flow forming chamber 2, so that the centrifugal force and the buoyancy can be efficiently used to collect and collect the bubbles.
  • the bubbles can be efficiently sent to the bubble storage chamber 5 through the first communication part 6.
  • the bubbles gathered in the central portion by the action of the swirling flow in the swirling flow forming chamber 2 become a substantially cylindrical lump, and the bubble lump has a first communication diameter.
  • the maximum inner diameter of the swirling flow forming chamber 2 is
  • the bubble mass spreads in the swirl flow forming chamber 2 as a whole, and the gas-liquid separation efficiency decreases.
  • the apex angle ⁇ of the truncated cone portion 22 is preferably 10 to 170 °, more preferably 30 to 150 °, and even more preferably 40 to 120 °.
  • the frustoconical portion 22 If the apex angle ⁇ of the frustoconical portion 22 is too large, the frustoconical portion 22 has a flat shape with a low height. Therefore, it becomes difficult to guide the bubbles to the bubble storage chamber 5 by effectively using the buoyancy. As a result, the filling amount increases.
  • a disc 11 that acts to define the lower end of the bubble mass gathered at the center, and this disc 11 at the bottom of the swirl flow forming chamber 2
  • the connecting members 12 and 12 to be connected are installed.
  • the disc 11 is installed in a posture perpendicular to the central axis 20 of the swirl flow forming chamber 2.
  • the disc 11 is preferably installed concentrically with the swirl flow forming chamber 2, but may be eccentric.
  • the height of the upper surface of the disk 11 is substantially the same as or lower than the lower end 31 of the inlet 3. Thereby, the disk 11 does not inhibit the swirl flow formation.
  • the diameter of the disk 11 is set to be substantially the same as or larger than the inner diameter of the first communicating portion 6. As described above, the diameter of the bubble mass is almost the same as the inner diameter of the first communication portion 6. Therefore, by making the diameter of the disk 11 equal to or larger than the inner diameter of the first communication portion 6, the diameter of the disk 11 is increased. Since the diameter is larger than the diameter of the bubble mass, it is possible to more reliably prevent the bubble mass from being formed below the disk 11.
  • the disc 11 is fixed to the upper end portion of the connecting member 12.
  • the connecting member 12 is a cylindrical member having almost the same diameter as the disk 11, and the lower end thereof is fixed to the bottom surface of the swirl flow forming chamber 2.
  • a plurality of slits or openings are formed in the peripheral wall of the connecting member 12, and blood flows from the outer peripheral side to the inner peripheral side of the connecting member 12 through the slits or openings, and further flows to the outflow port 4.
  • a filter that does not allow air bubbles to pass through may be installed in the slit or opening of the connecting member 12.
  • the connecting member 12 may be a member such as a leg that simply supports the disk 11.
  • the cross-sectional area of the donut-shaped (cylindrical) flow path formed between the outer peripheral surface of the disk 11 and the connecting member 12 and the inner peripheral surface of the body 23 is the flow path of the inlet 3 It is made larger than the cross-sectional area. Thereby, the channel resistance in the donut-shaped channel can be reduced.
  • the bubble removing device 1A detects bubbles mixed in blood, that is, stores bubbles.
  • Detection means 17A for detecting the level of blood in the chamber 5 is provided.
  • This detection means 17A is composed of a first sensor 13A provided outside the upper surface 521 of the inclined surface 52 (groove 53) (see FIGS. 1 and 2).
  • the first sensor 13A is installed on the opposite side of the ultrasonic transmitter (transmitter) 131 and the ultrasonic transmitter (transmitter) 131 via the groove 53. And an ultrasonic receiving unit (receiving unit) 1 32.
  • the first sensor 13A receives the ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic wave transmission unit 131 by the ultrasonic wave reception unit 132, and utilizes the fact that the transmittance of ultrasonic waves differs between liquid (blood) and gas (bubbles).
  • the ultrasonic transmitter 131 and the ultrasonic receiver 132 can also be used together.
  • the ultrasonic transmitter 131 and the ultrasonic receiver 132 can be installed on one side of the groove 53 in a bottom view.
  • the first sensor 13A is not limited to the ultrasonic type as described above, but may be another type such as an optical type!
  • the bubble removal device 1A can reliably remove the bubbles mixed in the extracorporeal circulation device 100A, and the liquid that has passed (permeated) through the first filter 9 (for example, condensed water vapor) ) Can be reliably prevented from flowing out of the bubble removing device 1A by the second filter 16.
  • the first filter 9 for example, condensed water vapor
  • the extracorporeal circulation device 100A includes a centrifugal pump (blood pump) 101 for feeding (feeding) blood, a blood removal line 102 connecting the suction port of the centrifugal pump 101 and the patient, and a discharge port of the centrifugal pump 101.
  • a blood supply line 103 connecting the patient and the patient, an air bubble removal device 1A installed in the middle of the blood removal line 102, and an artificial lung (artificial lung) installed in the middle of the blood supply line 103 to exchange gas with blood.
  • Part) 104 a flow meter 105 installed in the middle of the blood supply line 103, a recirculation line (detour line) 106, and a clamp 107 that opens and closes the flow path by pinching and opening the tubes constituting the line, Controls the open / close state of clamps 107, 108, and 109 based on the detection signal (detection result) of 108 and 109 and the first sensor 13A installed in bubble removal device 1A And a control device (blood transfer control means (control means)) 110 for
  • the blood is normally supplied through the blood removal line 102, the bubble removal apparatus 1A, the centrifugal pump 101, the artificial lung 104, the blood supply line 103, and the flow meter 105. Then return to the patient. That is, in the extracorporeal circulation device 100A, blood normally flows in the direction of the arrow in FIG. Hereinafter, such a blood flow (blood circulation) is referred to as “normal circulation”.
  • the bubble removing device 1A is arranged on the upstream side of the centrifugal pump 101. As a result, it is possible to prevent air bubbles mixed in the blood from being crushed by the centrifugal pump 101 and to more reliably separate and remove the air bubbles from the blood.
  • the oxygenator 104 has a blood inflow port (inlet) 104b through which blood flows into the oxygenator 104, a blood outflow port (outlet) 104a through which blood flows out of the oxygenator 104, and gas inflow.
  • a port 104c, a gas outflow port (not shown), a heat medium inflow port 104d, and a heat medium outflow port 104e are formed to protrude.
  • the blood inflow port 104b is located (connected) on the centrifugal pump 101 (discharge port 101a) side, and the blood outflow port 104a is located (connected) on the patient side o
  • the artificial lung 104 is disposed between the discharge port 101a through which the blood of the centrifugal pump 101 is discharged and the inlet port 106a through which the blood of the recirculation line 106 flows.
  • the recirculation line 106 is connected to the upstream side of the centrifugal pump 101, that is, the blood removal line 102 near the suction port of the centrifugal pump 101, and the downstream side of the centrifugal pump 101, that is, near the discharge port 104a of the artificial lung 104.
  • the blood supply line 103 is short-circuited and connected.
  • the blood discharged from the discharge port 104a of the artificial lung 104 does not return to the patient, that is, bypasses the patient and returns to the centrifugal pump 101.
  • recirculation such a flow between the blood centrifugal pump 101 and the recirculation line 106 is referred to as “recirculation”.
  • the artificial lung 104 is disposed between the discharge port 101a of the centrifugal pump 101 and the inflow port 106a of the recirculation line 106, so that gas exchange is performed on the recirculated blood. Can be performed reliably.
  • the clamp 107 is installed in the blood removal line 102 near the outlet 4 of the bubble removing device 1A.
  • the clamp 108 is installed in the blood supply line 103 near the outlet of the oxygenator 104, and the clamp 109 is installed in the recirculation line 106.
  • the deaeration port 153 of the bubble removing device 1A is connected to the wall suction (deaeration means) via the deaeration line 111.
  • a negative pressure regulator 112 for adjusting the pressure in the negative pressure chamber 8 is provided!
  • Control device 110 performs control so that clamps 107 and 108 are open and clamp 109 is closed during normal operation. Thereby, normal circulation can be performed in the extracorporeal circulation apparatus 100A.
  • the centrifugal pump 101 When the centrifugal pump 101 is activated, the blood that has been removed through a patient blood removal catheter (not shown) passes through the blood removal line 102 and first flows into the inlet 3 of the bubble removing device 1A. .
  • the bubble removing device 1A In the bubble removing device 1A, the bubbles in the blood are removed as described above.
  • the blood from which the bubbles are removed flows out from the outlet 4 of the bubble removing device 1A, passes through the centrifugal pump 101, and is sent to the oxygenator 104.
  • the blood In the artificial lung 104, the blood is subjected to gas exchange (oxygen calorie decarboxylation gas).
  • the blood that has undergone gas exchange (passed through the oxygenator 104) is returned to the patient via the blood supply line 103 (through the blood supply catheter (not shown)).
  • the control device 110 controls the flow of blood (blood flow (blood flow)) so that bubbles are not sent to the patient, ie, clamps 107 and 108 are closed and clamp 109 is open. .
  • blood flow blood flow
  • the blood that has exited the oxygenator 104 returns to the suction port of the centrifugal pump 101 again through the recirculation line 106.
  • blood repeatedly circulates, i.e., recirculates, in an annular flow path that includes the centrifugal pump 101 and the artificial lung 104.
  • the first sensor 13A detects that the bubbles in the bubble storage chamber 5 are absorbed into the negative pressure chamber 8 and the amount of bubbles in the bubble storage chamber 5 has decreased or disappeared. That is, the blood level rises and the liquid level is not detected by the first sensor 13A. If not, the control device 110 returns the clamps 107 and 108 to the open state and the clamp 109 to the closed state to return to normal circulation.
  • the extracorporeal circulation device 100A can perform smooth and proper blood extracorporeal circulation while reliably preventing excessive accumulation of bubbles in the bubble storage chamber 5.
  • extracorporeal circulation device 100A (bubble removing device 1A) can reliably prevent bubbles mixed in blood from being sent to a patient while reducing the filling amount.
  • the negative pressure chamber 8 is connected to the deaeration means and maintained at a negative pressure, that is, sucked.
  • the negative pressure chamber 8 may always be applied with a suction force, or may be applied only when the blood level of the blood is detected by the first sensor 13A.
  • the extracorporeal circulation device 100A is preferable because air bubbles can be reliably removed from the negative pressure chamber 8 (air bubble removal device 1A).
  • FIG. 5 is a cross-sectional side view showing a bubble removing device included in the extracorporeal circulation device (second embodiment) of the present invention
  • FIG. 6 is a diagram showing an outline of the second embodiment of the extracorporeal circulation device of the present invention.
  • FIG. 7 is a flow chart showing a control program of the control apparatus for the extracorporeal circulation apparatus shown in FIG. 6, and
  • FIG. 8 is a chart showing the rotation speed of the blood pump controlled by the control apparatus for the extracorporeal circulation apparatus shown in FIG. It is a graph which shows a time-dependent change typically.
  • the upper side in FIG. 5 is “upper” or “upper” !
  • the lower side is “lower” or “lower”!
  • the present embodiment is the same as the first embodiment except that the configuration of the detection means of the bubble removing device is different.
  • the bubble removing device 1B is provided with detection means 17B for detecting the level of blood in the bubble storage chamber 5.
  • the detection means 17B has a first sensor 13A and a second sensor 13B.
  • first sensor 13A and second sensor 13B are respectively the same as those in the first embodiment.
  • the sensor has the same configuration as that of the first sensor 13A , that is, the ultrasonic sensor 131 and the ultrasonic receiver 132.
  • the first sensor 13A is a sensor that detects the first liquid level Q1 of blood
  • the second sensor 13B is a sensor that detects the second liquid level Q2 below the first liquid level. It is.
  • the first sensor 13A is provided outside the upper portion 521 of the inclined surface 52, and the second sensor is provided outside the central portion of the inclined surface 52.
  • the first sensor 13A and the second sensor 13B are provided along the inclination direction of the inclined surface 52. As a result, it is possible to reliably detect a change in the liquid level accompanying the flow of blood along the inclined surface 52.
  • the first sensor 13A and the second sensor 13B are separated by a distance H in the vertical direction, that is, in the direction of the central axis 20.
  • the distance H is not particularly limited, but is preferably 3 to 30 mm, and more preferably 5 to 20 mm.
  • the first sensor 13A and the second sensor 13B are too close to each other, and the first sensor 13A detects the first liquid level Q1. Immediately, the second sensor 13B detects the second liquid level Q2, and the operation of the centrifugal pump 101 stops. For this reason, the operating rate of the extracorporeal circulation device 100B may be significantly reduced.
  • the second sensor 13B may move to the bottom surface 511 of the bubble storage chamber 5 depending on other conditions (for example, when the size of the bubble storage chamber 5 is small). May be located below. For this reason, the second sensor 13B may not be able to detect the second liquid level Q2 in the bubble storage chamber 5.
  • control device 110 uses the first sensor 13A and the second sensor 13 as the control device 110.
  • the B force is the same as that of the extracorporeal circulation device 100A of the first embodiment, except that the operation of the centrifugal pump 101 is controlled based on the obtained information (detection result).
  • the control device 110 normally controls the clamps 107 and 108 to be in an open state and the clamp 109 to be in a closed state. Thereby, normal circulation can be performed in the extracorporeal circulation apparatus 100B.
  • centrifugal pump 101 When centrifugal pump 101 is activated, blood is removed via a patient force blood removal catheter (not shown). The blood thus obtained passes through the blood removal line 102 and first flows into the inlet 3 of the bubble removing device 1B. In the bubble removing device 1B, bubbles in the blood are removed in the same manner as the bubble removing device 1A of the first embodiment. The blood from which bubbles have been removed flows out from the outlet 4 of the bubble removing device 1B, passes through the centrifugal pump 101, and is sent to the oxygenator 104. In the artificial lung 104, gas exchange (oxygenated / decarboxylated gas) is performed on blood. The blood after gas exchange is returned to the patient via a blood supply line 103 and a blood supply catheter (not shown).
  • the extracorporeal circulation device 100B bubble removing device 1B
  • the rotational speed of the centrifugal pump 101 is decreased, the blood flow to be exsanguinated decreases, and accordingly, the inflow amount of bubbles decreases. For this reason, the bubble removal capability is improved, and the bubbles in the bubble storage chamber 5 are sequentially removed, so that the liquid level of the blood in the bubble storage chamber 5 tends to rise.
  • the centrifugal pump 101 if the rotational speed of the centrifugal pump 101 is increased too much, the centrifugal pump 101 operates (work) to forcibly draw blood (blood flow) that exceeds the patient's proper blood flow. Even air is drawn in.
  • the inflow amount of bubbles increases, exceeds the bubble removal capability of the bubble removal device 1B (bubble removal means), bubbles accumulate in the bubble storage chamber 5, and the blood level drops.
  • the liquid level of the blood in the bubble storage chamber 5 is positioned (maintained) above the first liquid level Q1.
  • control device 110 has fallen between the first liquid level Q1 and the second liquid level Q2 from the state where the liquid level is located above the first liquid level Q1.
  • the rotational speed of the centrifugal pump 101 is reduced (decreased) so that the liquid level rises above the first liquid level Q1.
  • the liquid level located between the first liquid level Q1 and the second liquid level Q2 is further lowered to be lower than the second liquid level Q2.
  • the bubble storage chamber 5 is filled with a large amount of bubbles. Stop operation of amplifier 101. After the centrifugal pump 101 stops operating, the bubble removal device 1B The internal bubbles are quickly removed, and then the centrifugal pump 101 is quickly activated again, that is, the extracorporeal circulation (normal circulation) of blood is promptly restored.
  • control program of the control device 110 of the extracorporeal circulation device 100B will be described mainly based on the flowchart of FIG.
  • step S500 if the liquid phase is detected by the first sensor 13A (the liquid level is above the first liquid level Q1), the (current) centrifugal pump at that time The rotation number of 101 is maintained (step S501).
  • step S501 After executing step S501, the process returns to step S500, and thereafter, the steps below it are sequentially executed.
  • step S500 If it is determined in step S500 that the liquid phase is not detected by the first sensor 13A (the liquid level has dropped to the first liquid level Q1), the rotational speed of the centrifugal pump 101 at this time is Then, it is decreased by a preset degree of decrease (decrease rate) (10% in this embodiment) (step S502).
  • step S503 a timer built in the control device 110 is activated (step S503), and when it is determined that a predetermined time set by the timer has elapsed (step S504), the second sensor 13B It is determined whether or not the phase is detected (step S505).
  • step S505 if it is determined that the liquid phase is detected by the second sensor 13B (the liquid level has not decreased to the second liquid level Q2), the process returns to step S500, and thereafter The lower steps are sequentially executed.
  • step S505 If it is determined in step S505 that the liquid phase is not detected by the second sensor 13B (the liquid level has dropped to the second liquid level Q2), the operation of the centrifugal pump 101 is stopped. (Step S506).
  • the extracorporeal circulation device 100B can perform smooth and proper blood extracorporeal circulation while reliably preventing excessive accumulation of bubbles in the bubble storage chamber 5.
  • the extracorporeal circulation device 100B bubble removing device IB
  • step S502 the rotational speed of the centrifugal pump 101 is reduced by 10% in one process, and the setting time of the timer and the force that controls the rotational speed are reduced. From the combination of S502 and step S503, it may be continuous as shown in Fig. 8 (a)! Or even stepwise as shown in Fig. 8 (b)! /.
  • the pump rotation speed can be quickly reduced in a situation where the amount of inflowing bubbles (bubble inflow amount) greatly exceeds the bubble removal capability. 101 does not stop, and the extracorporeal circulation can be maintained.
  • the reduction rate of the rotational speed of the centrifugal pump 101 is not limited to 10%, and is preferably a predetermined reduction rate in the range of 5 to 90%, for example. More preferably, the rate of decrease is within a range of 10 to 50%.
  • step S505 if it is determined that the liquid phase is not detected by the second sensor 13B, the force for stopping the operation of the centrifugal pump 101 is not limited to this.
  • the operation of the centrifugal pump 101 is performed.
  • the control device 110 may perform control so that the clamps 107 and 108 are closed and the clamp 109 is opened.
  • the blood that has exited the artificial lung 104 returns to the suction port of the centrifugal pump 101 through the recirculation line 106 again.
  • blood circulates repeatedly, ie, recirculates, in the annular flow path including the centrifugal pump 101 and the artificial lung 104.
  • the second sensor 13 B is provided at a position almost the same as the lowest end portion 94 of the first filter 9. As a result, the second sensor 13B
  • each of the first sensor 13A and the second sensor 13B has one ultrasonic transmission unit 131 and one ultrasonic reception unit 132, but is not limited thereto. May be composed of a single sensor that serves as both the ultrasonic transmitter 131 and the ultrasonic receiver 132, or both of them may serve as both the ultrasonic transmitter 131 and the ultrasonic receiver 132. A sensor may be used.
  • the first sensor 13A and the second sensor 13B are each of the ultrasonic type, but are not limited to this, and for example, one of them is of another type such as an optical type. However, both of them may be optical systems such as optical! /.
  • the illustrated embodiment of the extracorporeal circulation apparatus of the present invention has been described.
  • the present invention is not limited to this, and each part constituting the extracorporeal circulation apparatus can perform the same function. Any configuration can be substituted. Arbitrary components may be added.
  • the detection means is configured to detect the liquid level of the blood in the bubble storage chamber, but is not limited to this, and information (for example, pressure, mass) related to the liquid level is detected. It is configured to serve.
  • the liquid storage chamber may be provided with a discharge port for discharging the stored liquid.
  • This discharge port is normally sealed, but it may be configured to remove the stored liquid by releasing the seal, for example, after surgery.
  • the liquid storage chamber may be provided with a cooling means for cooling the liquid storage chamber.
  • a cooling means for cooling the liquid storage chamber.
  • the cooling means include providing a heat sink around the liquid storage chamber main body and mounting a Peltier element.
  • the extracorporeal circulation device of the present invention passes through a blood removal line for removing blood from a patient, a blood pump for delivering blood, an oxygenator for exchanging gas to the blood, and an oxygenator
  • a blood supply line for delivering the blood to the patient a bubble removing device for removing bubbles mixed in the blood, a blood supply control means for controlling the blood flow rate so as not to send the bubbles to the patient, and a blood pump And a detour line for detouring the blood discharged from the blood and returning the blood to the blood pump. Therefore, when air bubbles are mixed in blood while reducing the filling amount, it is possible to reliably prevent the air bubbles from being sent to the patient. Therefore, it has industrial applicability.

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Abstract

　体外循環装置は、患者から血液を脱血する脱血ラインと、血液を送血する血液ポンプと、血液に対しガス交換を行う人工肺部と、人工肺部を通過した血液を患者へ送血する送血ラインと、血液中に混入した気泡を除去する気泡除去装置と、気泡を患者に送らないように送血流量を制御する送血制御手段と、血液ポンプから吐出した血液を迂回させて、該血液を血液ポンプに戻す迂回ラインとを備えている。

Description

明 細 書
体外循環装置
技術分野
[0001] 本発明は、血液を移送して体外循環させる血液ポンプと、当該体外循環する血液 中の気泡を除去する気泡除去装置と、血液ポンプの作動を制御する制御手段とを有 する体外循環装置に関する。
背景技術
[0002] 例えば心臓外科手術にお!、ては、送血ポンプを作動して患者の静脈 (大静脈)より 脱血し、人工肺によりガス交換を行なった後、この血液を再び患者の動脈に戻すとい う人工肺体外血液循環が行なわれる。
[0003] このような人工肺体外血液循環を行う回路 (体外循環回路）には、脱血した血液に 流入した気泡を除去 (分離)する気泡除去装置が設けられて!/、る。この気泡除去装置 としては、ハウジング (容器本体）と、ハウジング内に設けられ、該ハウジング内を血液 が流入する血液流入空間（上部空間）と血液が流出する血液流出空間（下部空間）と に区画するろ過体とを有し、血流に遠心力を与えて、気泡をハウジング (血液流入空 間）中央に集め、さらに浮力によりハウジング上部に気泡魏めた後、脱気手段によ り除去するものが知られている（例えば、特公昭 64— 8562号公報参照)。
[0004] し力しながら、この気泡除去装置では、血液流入空間（気泡貯留室）内に気泡 (気 体)が過剰に溜まると、当該気泡がろ過体を通過する場合があり、このため、気泡が 十分に (確実に)除去されずに、ろ過体を通過した血液とともに気泡除去装置から流 出するおそれがある。
発明の開示
[0005] 本発明の目的は、充填量を低くしつつ、血液中に気泡が混入した場合に、確実に 、その気泡を患者に送るのを防止することができる体外循環装置を提供することにあ る。
[0006] 上記目的を達成するために、本発明の体外循環装置は、患者から血液を脱血する 脱血ラインと、 血液を送血する血液ポンプと、
前記血液に対しガス交換を行う人工肺部と、
前記人工肺部を通過した血液を患者へ送血する送血ラインと、
前記血液中に混入した気泡を除去する気泡除去装置と、
前記気泡を患者に送らな 、ように送血流量を制御する送血制御手段と、 前記血液ポンプから吐出した血液を迂回させて、該血液を前記血液ポンプに戻す 迂回ラインとを備えることを特徴とする。
[0007] これにより、充填量を低くしつつ、血液中に気泡が混入した場合に、その気泡を患 者に送るのを確実に防止することができる。
[0008] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、
横断面形状が略円形の内部空間を有する旋回流形成室と、
前記旋回流形成室の内周面のほぼ接線方向に設けられ、血液が前記旋回流形成 室内で旋回流を形成するように血液を前記旋回流形成室内に導入する流入口と、 前記旋回流形成室の下部に設けられた流出口と、
前記旋回流形成室の上側に設けられ、前記旋回流形成室から浮上した気泡を一 時貯留する気泡貯留室とを備えるのが好まし ヽ。
[0009] これにより、旋回流での遠心力と浮力による気泡分離作用を有効に利用することが でき、高い気泡除去性能が得られる。
[0010] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、
前記気泡貯留室の上側に設けられ、脱気手段に接続されて陰圧に保たれる陰圧 室と、
前記気泡貯留室と前記陰圧室とを隔てるように設けられ、気体の通過を許容し、か つ、血液の通過を阻止する第 1のフィルタと、
前記陰圧室と前記脱気手段との間に設けられ、気体の通過を許容し、かつ、液体 の通過を阻止する第 2のフィルタとを備えるのが好ましい。
[0011] これにより、第 1のフィルタを通過 (透過）した液体 (例えば水蒸気が結露したもの） 力 第 2のフィルタによって、外部へ流出するのを確実に防止することができる。
[0012] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、前記第 1のフィルタと前記第 2のフィルタの間に設けられ、前記陰圧室から流出した液体を貯留し得る液体貯留室 を備えるのが好ましい。
[0013] これにより、液体が液体貯留室で確実に捕獲されることとなり、よって、当該液体が 外部へ流出するのを確実に防止することができる。
[0014] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、前記気泡を検出する気泡検 出手段を備え、
前記送血制御手段は、前記気泡検出手段の検出結果に基づいて、前記血液ボン プの作動を制御するのが好まし 、。
[0015] これにより、体外循環装置に気泡が過剰に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で 適正な血液体外循環を行うことができ、また、充填量を低くしつつ、血液回路中に混 入した気泡を患者に送るのをより確実に防止することができる。
[0016] 本発明の体外循環装置では、前記気泡検出手段は、前記気泡貯留室内の血液の 液面レベルまたはそれに係る情報を検出する少なくとも 1つのセンサで構成されてい るのが好ましい。
[0017] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で 適正な血液体外循環を行うことができ、また、充填量を低くしつつ、血液回路中に混 入した気泡を患者に送るのをより確実に防止することができる。
[0018] 本発明の体外循環装置では、前記センサは、血液の第 1の液面レベルを検出する 第 1のセンサと、前記第 1の液面レベルより下方の第 2の液面レベルを検出する第 2 のセンサと含むのが好まし 、。
[0019] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で 適正な血液体外循環を行うことができ、また、充填量を低くしつつ、血液回路中に混 入した気泡を患者に送るのをより確実に防止することができる。
[0020] 本発明の体外循環装置では、前記送血制御手段は、前記第 1のセンサおよび前記 第 2のセンサ力もそれぞれ得られた情報に基づ 、て、前記血液ポンプの作動を制御 するものであるのが好ましい。
[0021] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で 適正な血液体外循環を行うことができ、また、充填量を低くしつつ、血液回路中に混 入した気泡を患者に送るのをより確実に防止することができる。
[0022] 本発明の体外循環装置では、血液の液面が前記第 1の液面レベルに達したことを 前記第 1のセンサが検出した場合には、前記送血制御手段は、前記送血流量が減 少するよう、前記血液ポンプの作動を制御するのが好ま 、。
[0023] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのをより確実に防止しつつ、より円 滑で適正な血液体外循環を行うことができる。
[0024] 本発明の体外循環装置では、血液の液面が前記第 1の液面レベルと前記第 2の液 面レベルとの間に位置する状態から、前記第 1の液面レベルに達したことを、前記第
1のセンサが検出した場合には、前記送血制御手段は、そのときの前記血液ポンプ の作動状態を維持するよう制御するのが好ましい。
[0025] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのをより確実に防止しつつ、より円 滑で適正な血液体外循環を行うことができる。
[0026] 本発明の体外循環装置では、血液の液面が前記第 2の液面レベルに達したことを 前記第 2のセンサが検出した場合には、前記送血制御手段は、血液が前記血液ボン プと前記迂回ラインとの間を再循環するよう制御するのが好ましい。
[0027] これにより、気泡除去装置内の気泡を患者へ送るのを確実に防止することができる とともに、血液ポンプが駆動し続けても、血液ポンプ内での血液の損傷を抑えること ができる。
[0028] 本発明の体外循環装置では、血液が再循環しているとき、前記気泡貯留室内の血 液の液面が前記第 1の液面レベルに達したことを前記第 1のセンサが検出した場合 には、前記送血制御手段は、前記血液の再循環を停止し、血液が前記脱血ライン、 前記血液ポンプ、前記人工肺部、前記送血ラインおよび前記気泡除去装置を経るよ う制御するのが好ましい。
[0029] これにより、患者の心臓に対してのガス交換を再度行うことができる。
[0030] 本発明の体外循環装置では、血液の液面が前記第 2の液面レベルに達したことを 前記第 2のセンサが検出した場合には、前記送血制御手段は、前記血液ポンプの作 動を停止するよう制御するのが好まし ヽ。
[0031] これにより、気泡貯留室内に気泡が過剰に溜まるのをより確実に防止することがで きる。
[0032] 本発明の体外循環装置では、前記第 1のセンサおよび Zまたは前記第 2のセンサ は、超音波を送信する送信部と、該送信された超音波を受信する受信部とを備え、 血液を透過する超音波の透過率と、気体を透過する超音波の透過率との差異を利 用して、前記気泡貯留室内の血液の液面を検出し得るのが好ましい。
[0033] これにより、血液の液面を確実に検出することができる。
[0034] 本発明の体外循環装置では、前記気泡貯留室の底面には、水平方向に対し傾斜 した傾斜面が設けられており、
前記第 1のセンサおよび前記第 2のセンサは、前記気泡貯留室の前記傾斜面の傾 斜方向に沿って、設けられて 、るのが好ま 、。
[0035] これにより、傾斜面に沿う血液の流れに伴なう、液面の変化を確実に検知すること ができる。
[0036] 本発明の体外循環装置では、前記第 1のセンサは、前記気泡貯留室の前記傾斜 面の上部付近に設けられて 、るのが好ま 、。
[0037] これにより、傾斜面に沿う血液の流れに伴なう、液面の変化をより確実に検知するこ とがでさる。
[0038] 本発明の体外循環装置では、前記第 1のセンサと前記第 2のセンサとは、鉛直方向 に、 3〜30mm離間しているのが好ましい。
[0039] 離間した距離が前記下限値未満であると、第 1のセンサと第 2のセンサとが近接し 過ぎてしまい、第 1のセンサが第 1の液面レベルを検出した後、すぐに、第 2のセンサ が第 2の液面レベルを検出して、血液ポンプの作動が制御されてしまうため、体外循 環装置の稼働率が著しく低下することがある。また、離間した距離が前記上限値を超 えると、他の条件によっては (例えば気泡貯留室の大きさが小さい場合には）、第 2の センサが気泡貯留室より下方に位置する可能性がある。このため、第 2のセンサが気 泡貯留室内の第 2の液面レベルを検出することが不可能となることがある。
[0040] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、旋回流形成室に設けられ、 内径が上方に向かって漸減する円錐台形部を上部に有するのが好ま 、。
[0041] これにより、気泡除去装置に流入した血液に旋回流を確実に形成させることができ る。
[0042] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、
前記旋回流形成室の頂部付近を前記気泡貯留室に連通させ、前記旋回流形成室 力 浮上した気泡が通過する第 1連通部と、
前記旋回流形成室の周壁部付近を前記気泡貯留室に連通させる第 2連通部とを 備え、
前記旋回流形成室力 浮上した気泡が前記第 1連通部を通って前記気泡貯留室 へ流入するとともに前記気泡貯留室内の血液が前記第 2連通部を通って前記旋回 流形成室へ戻るように構成されて 、るのが好ま 、。
[0043] これにより、旋回流形成室内の気泡を効率良ぐ円滑かつ迅速に気泡貯留室へ導 人することができる。
[0044] 本発明の体外循環装置では、前記血液ポンプは、遠心ポンプであり、該遠心ボン プの回転数を増 Z減させることにより、前記送血流量が増 Z減するのが好ましい。
[0045] これにより、送血流量を容易に制御することができる。
[0046] 本発明の体外循環装置では、前記回転数は、連続的または段階的に増 Z減する よう制御されるのが好ましい。
[0047] 回転数が連続的に低下するよう制御した場合には、流入する気泡の量 (気泡流入 量)が気泡除去能力を大きく上回る状況において、速やかにポンプ回転数を落とせ るので、血液ポンプの作動停止に至らず、体外循環を維持することができる。また、 回転数が段階的に低下するよう制御した場合には、流入する気泡の量 (気泡流入量 )が気泡除去能力をわずかに上回る状況において、液面が回復する（下降から上昇 に転じる）時間を与えるため、過剰に血液ポンプの回転数を低下させる必要が省略さ れる。
[0048] 本発明の体外循環装置では、前記気泡除去装置は、前記血液ポンプより上流側に 配置されて 、るのが好まし！/、。
[0049] これにより、血液中に混入した気泡を血液ポンプで細力べ砕いてしまうのを防止する ことができ、より確実に、血液から気泡を分離し、除去することができる。
[0050] 本発明の体外循環装置では、前記人工肺部は、前記血液ポンプの血液が吐出さ れる吐出口と、前記迂回ラインの血液が流入する流入口との間に配置されているの が好ましい。
[0051] これにより、血液が血液ポンプと迂回ラインとの間を再循環するとき、該再循環する 血液に対しガス交換を確実に行うことができる。
図面の簡単な説明
[0052] [図 1]第 1図は、本発明の体外循環装置 (第 1実施形態)が有する気泡除去装置を示 す断面側面である。
[図 2]第 2図は、第 1図中の A矢視図（下面図)である。
[図 3]第 3図は、第 1図中の B— B線断面図である。
[図 4]第 4図は、本発明の体外循環装置の第 1実施形態の概要を示す図である。
[図 5]第 5図は、本発明の体外循環装置 (第 2実施形態)が有する気泡除去装置を示 す断面側面図である。
[図 6]第 6図は、本発明の体外循環装置の第 2実施形態の概要を示す図である。
[図 7]第 7図は、第 6図に示す体外循環装置の制御装置の制御プログラムを示すフロ 一チャートである。
[図 8]第 8図は、第 6図に示す体外循環装置の制御装置の制御による血液ポンプの 回転数の経時変化を模式的に示すグラフである。
発明を実施するための最良の形態
[0053] 以下、本発明の体外循環装置を添付図面に示す好適な実施形態に基づいて詳細 に説明する。
[0054] <第 1実施形態 >
第 1図は、本発明の体外循環装置 (第 1実施形態)が有する気泡除去装置を示す 断面側面図、第 2図は、第 1図中の A矢視図（下面図）、第 3図は、第 1図中の B— B 線断面図、第 4図は、本発明の体外循環装置の第 1実施形態の概要を示す図である 。なお、説明の都合上、第 1図中の上側を「上」または「上方」といい、下側を「下」また は「下方」という。
[0055] まず、体外循環装置 100Aが有する気泡除去装置 1Aについて説明する。
[0056] 各図に示す気泡除去装置 1Aは、体外循環する血液中の気泡 (気体)を除去する ためのものである。気泡除去装置 1Aは、患者の心臓に血液が循環せず患者体内で ガス交換が行われず、そして体外循環装置により血液の循環と血液に対するガス交 換 (酸素付加および Zまたは二酸化炭素除去)が行われる体外循環と、患者の心臓 に血液が循環し患者体内でもガス交換が行われる力 体外循環装置によっても血液 の循環と血液に対するガス交換が行われる体外循環 (補助循環）との ヽずれの場合 にも使用することができる。
[0057] 以下、主として第 1図を参照しつつ、気泡除去装置 1Aの構成について説明する。
第 1図に示すように、気泡除去装置 1Aは、血液中に混入した気泡を除去するもの である。この気泡除去装置 1Aは、装置本体 40と、装置本体 40 (旋回流形成室 2)の 上側に設けられた気泡貯留室 5と、気泡貯留室 5の上側に設けられた陰圧室 8と、連 結管 18を介して陰圧室 8に連通する液体貯留室 15と、気泡貯留室 5と陰圧室 8とを 隔てるように設けられた第 1のフィルタ (フィルタ部材 (脱気膜)） 9と、液体貯留室 15に 設けられた第 2のフィルタ 16と、気泡貯留室 5内の血液の液面レベルを検出する検 出手段 (気泡検出手段） 17Aとを有している。
[0058] なお、装置本体 40、気泡貯留室 5、陰圧室 8、連結管 18および液体貯留室 15の構 成材料は、特に限定されないが、例えば、ポリカーボネート、アクリル榭脂、ポリェチ レンテレフタレート、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビュル、ァク リル スチレン共重合体、アクリル ブタジエン スチレン共重合体等の比較的硬質 な榭脂材料が好ましい。また、内部の血液等の状態を目視で確認することができるよ うに、実質的に透明な材料が好ましい。
[0059] 装置本体 40は、旋回流形成室 2と、旋回流形成室 2 (内部空間）内に血液を導入す る流入口 3と、旋回流形成室 2内の血液を気泡除去装置 1Aの外部へ排出する流出 口 4と、旋回流形成室 2と気泡貯留室 5とを連通させる第 1連通部 6および第 2連通部 7とを有している。
[0060] 旋回流形成室 2は、回転体形状の内部空間、すなわち横断面形状が略円形の内 部空間を有しており、流入した血液に旋回流を形成させる部屋である。気泡除去装 置 1Aは、旋回流形成室 2の中心軸 20を鉛直方向（上下方向）にした姿勢で使用さ れる。よって、以下では、旋回流形成室 2の中心軸 20に垂直な平面を水平面という。 [0061] この旋回流形成室 2は、流入口 3とほぼ同じ高さに位置する円盤状の拡径部 21と、 拡径部 21の上側（上部）に設けられた円錐台形部 22と、拡径部 21の下側（下部）に 設けられた月同部 23とで構成されて 、る。
[0062] 円錐台形部 22の内部空間は、内径が上方に向力つて漸減する略円錐台状をなし ている。図示の構成では、円錐台形部 22の内部空間は、ほぼ完全な円錐台状をな しているが、本発明では円錐台形部 22の内部空間は完全には円錐台状をなしてい なくてもよぐその周面が側面視で丸みを帯びたようなものであってもよい。
[0063] 拡径部 21の内部空間は、その内径が円錐台形部 22の下端の内径よりも大きい略 円盤状をなしている。
[0064] 胴部 23の内部空間は、拡径部 21より内径が小さい略円筒状 (略円柱状)をなして いる。胴部 23の下部は、漏斗状をなしており、その下端に流出口 4が突出形成され ている。
[0065] 流入口 3は、旋回流形成室 2の拡径部 21の内周面のほぼ接線方向に突出するよう に設けられて 、る (第 2図参照)。
[0066] このような構成の装置本体 40により、流入口 3から旋回流形成室 2内に流入した血 液は、旋回流を確実に形成することができる。
[0067] 気泡貯留室 5は、旋回流形成室 2から浮上した気泡を一時的に貯留するための部 屋である。この気泡貯留室 5は、旋回流形成室 2に流入する血液中に気泡が含まれ ていないときには、血液で満たされている。
[0068] 気泡貯留室 5は、略円盤状の内部空間を有している。気泡貯留室 5の上面は、第 1 のフィルタ 9により隔てられている（覆われている）。気泡貯留室 5を略円盤状としたこ とにより、充填量 (プライミンダボリューム）を低くしつつ、第 1のフィルタ 9の面積を大き く確保することができ、また、プライミング液充填時の気泡残りをより確実に防止するこ とができる。なお、気泡貯留室 5の形状は、略円盤状に限らず、多角形板状などでも よい。
[0069] この気泡貯留室 5の中心軸 50は、旋回流形成室 2の中心軸 20に対し第 1図中の左 側に偏心している。これにより、気泡貯留室 5内に流入した気泡が気泡貯留室 5の片 側 (偏心した側、第 1図中では左側）に集まり易くなるので、気泡を効率良く第 1のフィ ルタ 9を透過させることができる。
[0070] また、気泡貯留室 5の中心軸 50は、旋回流形成室 2の中心軸 20に対し傾斜してい る。その傾斜の向きは、気泡貯留室 5の高さが、旋回流形成室 2の中心軸 20からの 距離が遠いところほど高くなるような向きである。これにより、気泡貯留室 5内に流入し た気泡を気泡貯留室 5の片側により円滑かつ迅速に集めることができる。
[0071] 気泡貯留室 5の中心軸 50の、旋回流形成室 2の中心軸 20に対する傾斜角度 aは 、特に限定されないが、 0〜50° 程度であるのが好ましぐ 5〜20° 程度であるのが より好まし 、。
[0072] 気泡貯留室 5の底面 51は、中心に向力つて深さが漸増するようなすり鉢状をなして いる。
[0073] 旋回流形成室 2 (装置本体 40)の円錐台形部 22の頂部付近は、第 1連通部 6を介 して気泡貯留室 5に連通している。第 1連通部 6は、気泡貯留室 5の底面 51に形成さ れた円形開口で構成されている (第 3図参照)。
[0074] 旋回流形成室 2内で血液が旋回流を形成すると、遠心力の作用により、血液中の 気泡は、気液の密度差によって中心部に集まる。中心部に集まった気泡は、さらに浮 力によって浮上して、第 1連通部 6を通って気泡貯留室 5内に流入する (第 1図中の 点線参照)。
[0075] 気泡貯留室 5内に流入した気泡は、浮力により、気泡貯留室 5の高い方の部分 (第
1図中の左側)へ集まる。
[0076] 旋回流形成室 2と気泡貯留室 5とは、さらに第 2連通部 7を介して連通している。第 2 連通部 7は、円錐台形部 22の第 1図中の左側の周壁部（山腹部)付近に開口してい る。この第 2連通部 7は、中心軸 50を介して第 1連通部 6と反対側の部分の気泡貯留 室 5と、円錐台形部 22の周壁部とを連通している。
[0077] 気泡貯留室 5の容積は当然ながら一定であるので、旋回流形成室 2から浮上した 気泡が第 1連通部 6を通って気泡貯留室 5へ流入すると、その流入した気泡と入れ替 わりに同じの分だけの血液が気泡貯留室 5から旋回流形成室 2へ戻る必要がある。
[0078] 本発明では、第 2連通部 7を設けたことにより、旋回流形成室 2から浮上した気泡が 第 1連通部 6を通って気泡貯留室 5へ流入するのに伴い、気泡貯留室 5内の血液が 第 2連通部 7を通って旋回流形成室 2へ戻ることができる（第 1図中の点線参照)。
[0079] よって、旋回流形成室 2から浮上した気泡が気泡貯留室 5へ流入するとき、円錐台 形部 22→第 1連通部 6→気泡貯留室 5→第 2連通部 7→円錐台形部 22の順の経路 で一方向の流れを形成することができるので、旋回流形成室 2内の気泡を効率良ぐ 円滑かつ迅速に気泡貯留室 5へ導入することができる。また、上記一方向の流れが 形成されることにより、気泡貯留室 5内での血液の滞留を防止することができるので、 血液凝固が起こりにく ヽ、 t ヽぅ副次的効果も得られる。
[0080] また、第 2連通部 7が円錐台形部 22の周壁部に連通しているので、第 2連通部 7の 出口付近は、中心軸 20に比較的近い。よって、第 2連通部 7の出口付近では旋回流 の流速が比較的遅いので、第 2連通部 7から出た血液は、逆流したり旋回流を乱した りすることなく、円錐台形部 22内に円滑に入ることができる。
[0081] 第 2連通部 7の出口は、円錐台形部 22の周壁に対し平面視で垂直な方向を向いて いてもよぐまた、円錐台形部 22の周壁の接線方向、すなわち旋回流の向きに合わ せた方向を向 ヽて ヽてもよ ヽ。
[0082] このような本発明と異なり、仮に第 2連通部 7がないとすると、旋回流形成室 2内の 気泡が第 1連通部 6を通って気泡貯留室 5へ流入しょうとしたとき、入れ替わりに気泡 貯留室 5から旋回流形成室 2へ戻る血液が第 1連通部 6を気泡と逆向に通過すること となるので、第 1連通部 6付近の流れが乱され、気泡の円滑な通過が阻害されてしま うこととなる。
[0083] 本実施形態では、中心軸 50を介して第 1連通部 6と反対側の部分に、底面 51よりも 深さが一段深くなつた溝 53が形成されている。この溝 53の底面である傾斜面 52は、 第 2連通部 7へ続いており、第 2連通部 7へ向力つて下るように水平面に対し傾斜して いる。この傾斜面 52を設けたことにより、気泡貯留室 5内の血液を第 2連通部 7へより 円滑かつ迅速に流下させることができる。
[0084] 傾斜面 52の傾斜角度 13は、特に限定されないが、 0〜90° であるのが好ましぐ 5 〜40° であるのがより好ましい。
[0085] 第 1のフィルタ 9は、空気 (気体）を通過させ、血液を通過させないように構成された 膜部材である。この第 1のフィルタ 9 (第 2のフィルタ 16も同様）は、その表面が疎水化 処理されているか、または、疎水性膜 (疎水膜)であるのが好ましい。
[0086] 前記疎水性膜の構成材料としては、例えば、ポリテトラフルォロエチレン (PTFE)、 テトラフルォロエチレンとへキサフルォロプロピレンの共重合体（FEP)、テトラフルォ 口エチレンとパーフルォロアルキルビュルエーテルの共重合体（PFA)、ポリクロ口トリ フルォロエチレン（PCTFE)、ポリフッ化ビ-リデン（PVDF)、エチレンとテトラフルォ 口エチレンの共重合体（ETFE)、エチレンとクロ口トリフルォロエチレンの共重合体（ ECTFE)、ポリプロピレン（PP)等が挙げられる。第 1のフィルタ 9は、これらの材料を 、延伸法、ミクロ相分離法、電子線エッチング法、焼結法、アルゴンプラズマ粒子等の 方法で多孔質としたものが好適に用いられる。
[0087] また、前記疎水化処理の方法は、特に限定されず、例えば、第 1のフィルタ 9の表 面に、疎水性を有する構成材料をコーティングする方法等が挙げられる。
[0088] 第 1のフィルタ 9は、気泡貯留室 5の中心軸 50に対し垂直に設けられている。すな わち、第 1のフィルタ 9は、旋回流形成室 2の中心軸 20に垂直な平面（水平面）に対 し傾斜している。これにより、気泡貯留室 5内に流入した気泡が第 1のフィルタ 9の傾 斜に沿って気泡貯留室 5の片側 (第 1図中左側）に移動するので、気泡をより円滑か つ迅速に集めることができる。
[0089] また、第 1のフィルタ 9は、前述したように気泡貯留室 5内の気体の通過を許容する ため、気泡貯留室 5からの水蒸気が第 1のフィルタ 9を通過することができる。この第 1 のフィルタ 9を通過した水蒸気は、結露して液体 Lとなり、第 1のフィルタ 9の傾斜に沿 つて、前記気泡と反対側 (第 1図中右側）、すなわち、液体貯留室 15側に移動するこ とができ、よって、当該液体 Lが液体貯留室 15に流入し易くなる。
[0090] 陰圧室 8は、第 1のフィルタ 9により気泡貯留室 5と隔てられて形成された平板状 (扁 平形状)の内部空間を有する部屋である。この陰圧室 8は、気泡貯留室 5と同心的に 設けられている。よって、陰圧室 8の中心軸も、旋回流形成室 2の中心軸 20に対し傾 斜していることとなる。これにより、前述と同様に、陰圧室 8の内部空間の液体 Lが液 体貯留室 15側に移動することができ、よって、当該液体 Lが液体貯留室 15に流入し 易くなる。
[0091] この陰圧室 8内には、血液は流入しない。すなわち、第 1のフィルタ 9の上面 91は、 血液に接触せず、下面 92は、血液に接触する。
[0092] 気泡貯留室 5内に溜まった気泡（空気）は、第 1のフィルタ 9を透過して陰圧室 8内 に吸い込まれ、液体貯留室 15の脱気口 153を通って気泡除去装置 1Aの外部へ排 出される（除去される)。
[0093] 第 1図に示すように、傾斜した陰圧室 8の下方には、陰圧室 8から突出した連結管 1 8が設けられている。
[0094] この連結管 18の底面 181と第 1のフィルタ 9の上面 91とには、段差が生じていない 、すなわち、連結管 18の底面 181と第 1のフィルタ 9の上面 91とが同一平面上に設 けられているのが好ましい。これにより、液体 Lが陰圧室 8内に滞留するのを防止する ことができ、すなわち、液体 Lが第 1のフィルタ 9の上面 91から連結管 18の底面 181 に円滑に流れることができ、よって、当該液体 Lを液体貯留室 15に向けて確実に排 出することができる。
[0095] また、陰圧室 8には、連結管 18を介して、液体貯留室 15が接続されて (設けられて )いる。
[0096] この液体貯留室 15は、貯留室本体 151と、逆止弁 30を設置する逆止弁設置部 15 2と、脱気手段（図示せず）に接続される脱気口 153とを有している。なお、前記脱気 手段としては、例えば、手術室の壁吸引を用いることができる。壁吸引とは、酸素、治 療用空気、窒素、吸引などの医療ガス配管設備の一つであり、手術室の壁などに設 置されている吸引（脱気)のための配管のことである。その他、脱気手段としては、個 別の真空ポンプ等を用いてもよい。このような脱気手段の作動により、陰圧室 8を吸 引する吸引力を得ることができ、よって、陰圧室 8から気泡を除去する（吸引する）こと ができる。
[0097] 貯留室本体 151は、その形状が箱状をなす部位である。この貯留室本体 151には 、陰圧室 8から流出し、連結管 18を経て流入してくる液体 Lを貯留することができる。 これにより、前記液体 Lが貯留室本体 151 (液体貯留室 15)で確実に捕獲されること となり、よって、当該液体 Lが気泡除去装置 1Aの外部へ流出するのを確実に防止す ることがでさる。
[0098] 逆止弁設置部 152は、貯留室本体 151の上部 155に設けられた、円筒状をなす部 位である。また、この逆止弁設置部 152は、連結管 18の突出方向（形成方向）と同方 向に傾斜している。
[0099] また、逆止弁設置部 152の端部 154には、円筒状をなす脱気口 153が突出して形 成されている。このような脱気口 153が設けられていることにより、例えば、脱気手段 のチューブを当該脱気口 153に容易かつ確実に接続することができ、よって、陰圧 室 8内は、陰圧に保たれ、当該陰圧室 8内の気体 (空気）が脱気口 153から排出され る。
[0100] 脱気口 153の突出方向は、連結管 18 (逆止弁設置部 152)の突出方向とほぼ同じ である。また、脱気口 153は、その外径および内径が逆止弁設置部 152より縮径して いる。
[0101] また、気泡除去装置 1Aには、第 2のフィルタ 16と、逆止弁 30とが設置されて 、る。
この第 2のフィルタ 16は、第 1のフィルタ 9とほぼ同様の、空気 (気体）を通過させ液体 Lを通過させないように構成された膜部材である。また、逆止弁 30は、気体の脱気手 段側への流れのみを許容するよう構成された弁体である。
[0102] 第 2のフィルタ 16は、陰圧室 8と脱気手段との間、すなわち、貯留室本体 151の連 結管 18が開口する開口部 182より上部 155側に設けられている。換言すれば、貯留 室本体 151が第 1のフィルタ 9と第 2のフィルタ 16との間に設けられている。
[0103] このような配置より、連結管 18からの液体 Lが第 2のフィルタ 16に接触せずに、貯留 室本体 151内に流入することができる。よって、液体 Lが貯留室本体 151内に確実に 貯留され、当該液体 Lが気泡除去装置 1Aの外部へ流出するのを確実に防止するこ とがでさる。
[0104] 第 2のフィルタ 16は、第 1のフィルタ 9とほぼ平行、すなわち、水平方向に対して傾 斜している。このような姿勢で第 2のフィルタ 16が設置されていることにより、万が一、 第 2のフィルタ 16に液体 Lが触れても、傾斜した (傾斜角度 βの）第 2のフィルタ 16に 沿って、液体 Lは、第 2のフィルタ 16から速やかに離れるので、第 2のフィルタ 16の通 気能力 (気泡除去能力）が損なわれることが防止される。
[0105] また、第 2のフィルタ 16は、その厚さ方向、すなわち、中心軸 50方向において、第 1 のフィルタ 9より上側に位置している。換言すれば、第 2のフィルタ 16は、その最上端 部 161が第 1のフィルタ 9の最上端部 93より下側に位置し、最下端部 162が第 1のフ ィルタ 9の最下端部 94とほぼ同じ高さに位置して 、る。
[0106] また、第 1のフィルタ 9と第 2のフィルタ 16とは、それらの面方向、すなわち、中心軸 50に対して垂直な方向（傾斜方向）において、互いに異なる位置に設けられている。 これにより、第 1のフィルタ 9上の液体 Lが第 2のフィルタ 16に接触するのを防止する ことができる。
[0107] 逆止弁 30は、脱気口 153と第 2のフィルタ 16との間、すなわち、逆止弁設置部 152 に設けられている。これにより、脱気手段により排出された気体が陰圧室 8に逆流す るのを確実に防止することができ、よって、気泡除去装置 1Aから気体を確実に除去 することができる。また、液体貯留室 15内の陰圧状態を安定して保つことができる。
[0108] また、本実施形態では、逆止弁 30は、ダックビル弁で構成されているが（第 1図参 照）、これに限定されず、気体の脱気手段側への流れのみを許容するよう構成された ものであれば、いかなる弁体でもよい。
[0109] このような気泡除去装置 1Aでは、旋回流形成室 2の上部に円錐台形部 22を設け たことにより、遠心力と浮力とを効率良く用いて気泡^^めることができ、集めた気泡 を第 1連通部 6を通して効率良く気泡貯留室 5へ送ることができる。
[0110] 本発明者の知見によれば、旋回流形成室 2内の旋回流の作用によって中心部に集 まった気泡は、略円柱状の塊となり、その気泡塊は、直径が第 1連通部 6の内径 d
2と 概ね同じとなるように形成される。そのため、第 1連通部 6の内径 dと旋回流形成室 2
2
の最大内径とが近似な値であったり、第 1連通部 6の内径 dが旋回流形成室 2の最
2
大内径より大き力つたりすると、気泡塊が旋回流形成室 2内に全体的に広がってしま い、気液の分離効率が低下する。
[0111] このような観点から、旋回流形成室 2の胴部 23の内径 (最大内径) dと、第 1連通部 6の内径との比 dは、 d： d = 1 : 1〜10 : 1程度でぁるのが好ましぐ2 : 1〜4 : 1程度
2 1 2
であるのがより好ましい。
[0112] また、円錐台形部 22の頂角 Θは、 10〜170° であるのが好ましぐ 30〜150° で あるのがより好ましぐ 40〜120° であるのがさらに好ましい。
[0113] 円錐台形部 22の頂角 Θが大きすぎると、円錐台形部 22が高さの低い扁平な形状 となるので、浮力を効果的に利用して気泡を気泡貯留室 5に導きにくくなり、逆に、円 錐台形部 22の頂角 Θ力 、さすぎると、円錐台形部 22の高さが高くなつて充填量が 増大してしまう。
[0114] 旋回流形成室 2の胴部 23内には、中心部に集まった気泡塊の下端を規定する作 用をする円板 11と、この円板 11を旋回流形成室 2の底部に連結する連結部材 12と が設置されている。円板 11は、旋回流形成室 2の中心軸 20に垂直な姿勢で設置さ れている。円板 11は、旋回流形成室 2と同心的に設置するのが好ましいが、偏心し ていてもよい。
[0115] この円板 11を設けたことにより、気泡塊は円板 11より下側には形成されないので、 集まった気泡が流出口 4から流出するのをより確実に防止することができる。
[0116] 円板 11の上面の高さは、流入口 3の下端 31とほぼ同じ力またはそれより低い高さと される。これにより、円板 11が旋回流形成を阻害することはない。
[0117] 円板 11の直径は、第 1連通部 6の内径とほぼ同じ力またはそれより大きくされる。前 述したように、気泡塊の直径は第 1連通部 6の内径とほぼ同じになるので、円板 11の 直径を第 1連通部 6の内径以上にすることにより、円板 11の直径が気泡塊の直径以 上になるので、気泡塊が円板 11より下方に形成されるのをより確実に防止することが できる。
[0118] 円板 11は、連結部材 12の上端部に固定されている。連結部材 12は、円板 11とほ ぼ同じ直径の円筒状の部材であり、その下端は旋回流形成室 2の底面に固定されて いる。連結部材 12の周壁には、複数のスリットまたは開口が形成されており、血液は このスリットまたは開口を通って連結部材 12の外周側から内周側へ流れ、さらに流出 口 4へ流れる。
[0119] なお、連結部材 12のスリットまたは開口には、気泡を通さないフィルタを設置しても よい。また、連結部材 12は、円板 11を単に支持する脚のような部材であっても良い。
[0120] 円板 11および連結部材 12の外周面と、胴部 23の内周面との間に形成されるドー ナツ状（円筒状)の流路の断面積は、流入口 3の流路断面積よりも大きくされる。これ により、このドーナツ状流路での流路抵抗を軽減することができる。
[0121] 気泡除去装置 1Aには、血液中に混入した気泡を検出する、すなわち、気泡貯留 室 5内の血液の液面レベルを検出する検出手段 17Aが設けられている。この検出手 段 17Aは、傾斜面 52 (溝 53)の上部 521付近の外側に設けられた第 1のセンサ 13A で構成されて ヽる（第 1図および第 2図参照)。
[0122] 第 2図に示すように、第 1のセンサ 13Aは、超音波送信部（送信部） 131と、溝 53を 介して超音波送信部 (送信部） 131の反対側に設置された超音波受信部 (受信部） 1 32とを有している。第 1のセンサ 13Aは、超音波送信部 131から送信した超音波を 超音波受信部 132で受信し、液体 (血液)と気体 (気泡）とで超音波の透過率が異な るのを利用することにより、超音波送信部 131および超音波受信部 132の間にあるの が血液 (液相）である力気泡 (気相）であるかを検出することができる。すなわち、気泡 貯留室 5内に気泡が溜まってきて、液面が第 1のセンサ 13Aの位置まで下がってきた とき、その液面レベル (液面）を第 1のセンサ 13Aで検出することができる。
[0123] なお、超音波送信部 131と超音波受信部 132とは、兼用することもでき、この場合 は、下面視において、溝 53の片側に設置することができる。
[0124] また、第 1のセンサ 13Aは、上記のような超音波式のものに限らず、光学式などの 他の方式のものを用いてもよ!、。
[0125] このように、気泡除去装置 1Aにより、体外循環装置 100Aに混入した気泡を確実に 除去することができるとともに、第 1のフィルタ 9を通過 (透過）した液体 (例えば水蒸気 が結露したもの）が、第 2のフィルタ 16によって、気泡除去装置 1Aの外部へ流出する のを確実に防止することができる。
[0126] 次に、第 4図に基づいて、体外循環装置 100Aについて説明する。
[0127] 体外循環装置 100Aは、血液を送液 (送血）する遠心ポンプ（血液ポンプ） 101と、 遠心ポンプ 101の吸入口と患者とを結ぶ脱血ライン 102と、遠心ポンプ 101の吐出 口と患者とを結ぶ送血ライン 103と、脱血ライン 102の途中に設置された気泡除去装 置 1Aと、送血ライン 103の途中に設置され、血液に対しガス交換を行う人工肺 (人工 肺部） 104と、送血ライン 103の途中に設置された流量計 105と、再循環ライン (迂回 ライン） 106と、ラインを構成するチューブを挟持 ·開放することにより流路を開閉する クランプ 107、 108および 109と、気泡除去装置 1Aに設置された第 1のセンサ 13A の検出信号 (検出結果）に基づいてクランプ 107、 108および 109の開閉状態を制御 する制御装置 (送血制御手段 (制御手段) ) 110とを備えて 、る。
[0128] 第 4図に示すように、体外循環装置 100Aでは、通常、血液は、脱血ライン 102、気 泡除去装置 1A、遠心ポンプ 101、人工肺 104、送血ライン 103および流量計 105を 経て患者に戻る。すなわち、体外循環装置 100Aでは、通常、血液は、第 4図中の矢 印方向に流れる。以下、このような血液の流れ (血液の循環）を「通常循環」という。
[0129] また、体外循環装置 100Aでは、気泡除去装置 1Aは、遠心ポンプ 101より上流側 に配置されている。これにより、血液中に混入した気泡を遠心ポンプ 101で細力ゝく砕 いてしまうのを防止することができ、より確実に、血液から気泡を分離し、除去すること ができる。
[0130] また、人工肺 104には、血液が人工肺 104に流入する血液流入ポート（流入口） 10 4bと、人工肺 104から血液が流出する血液流出ポート（流出口） 104aと、ガス流入ポ ート 104cと、ガス流出ポート（図示せず）と、熱媒体流入ポート 104dと、熱媒体流出 ポート 104eとが突出形成されている。
[0131] 体外循環装置 100Aでは、血液流入ポート 104bが遠心ポンプ 101 (吐出口 101a) 側に位置し (接続され）、血液流出ポート 104aが患者側に位置する（接続されている ) oすなわち、体外循環装置 100Aでは、人工肺 104は、遠心ポンプ 101の血液が吐 出される吐出口 101aと、再循環ライン 106の血液が流入する流入口 106aとの間に 配置されている。
[0132] 再循環ライン 106は、遠心ポンプ 101の上流側、すなわち、遠心ポンプ 101の吸入 口付近の脱血ライン 102と、遠心ポンプ 101の下流側、すなわち、人工肺 104の吐 出口 104a付近の送血ライン 103とを短絡して接続するものである。これにより、人工 肺 104の吐出口 104aから吐出した血液は、患者に戻ることなぐすなわち、患者に 対して迂回して、遠心ポンプ 101に戻ることとなる。以下、このような血液の遠心ポン プ 101と再循環ライン 106との間を流れを「再循環」という。
[0133] また、前述したように遠心ポンプ 101の吐出口 101aと、再循環ライン 106の流入口 106aとの間に人工肺 104が配置されていることにより、再循環する血液に対しガス交 換を確実に行うことができる。
[0134] クランプ 107は、気泡除去装置 1 Aの流出口 4付近の脱血ライン 102に設置されて おり、クランプ 108は、人工肺 104の出口付近の送血ライン 103に設置されており、ク ランプ 109は、再循環ライン 106に設置されている。
[0135] また、気泡除去装置 1Aの脱気口 153は、脱気ライン 111を介して壁吸引（脱気手 段）に接続されている。脱気ライン 111の途中には、陰圧室 8内の圧力を調整する陰 圧レギユレータ 112が設けられて!/、る。
[0136] 制御装置 110は、通常時は、クランプ 107および 108が開状態、クランプ 109が閉 状態となるよう制御する。これにより、体外循環装置 100Aにおいて、通常循環を行う ことができる。
[0137] 遠心ポンプ 101が作動すると、患者力 脱血カテーテル（図示せず)を介して脱血 された血液は、脱血ライン 102を通り、まず、気泡除去装置 1Aの流入口 3に流入する 。気泡除去装置 1Aでは、前述したようにして、血液中の気泡が除去される。気泡が 除去された血液は、気泡除去装置 1Aの流出口 4から流出して、遠心ポンプ 101内を 通り、人工肺 104に送られる。人工肺 104では、血液に対してガス交換 (酸素カロ'脱 炭酸ガス）がなされる。ガス交換がなされた (人工肺 104を通過した)血液は、送血ラ イン 103を経て、送血カテーテル（図示せず)を介して患者に戻される（送血される)。
[0138] これに対し、気泡除去装置 1Aにおいて、気泡貯留室 5内に気泡が所定量溜まった こと、すなわち、血液の液面が第 1のセンサ 13Aにより検出された場合には、制御装 置 110は、気泡を患者に送らな!/、ように血液の流れ (血流量 (送血流量) )を制御する 、すなわち、クランプ 107および 108が閉状態、クランプ 109が開状態となるよう制御 する。これにより、人工肺 104を出た血液は、再循環ライン 106を通って再度遠心ポ ンプ 101の吸入口に戻ることとなる。よって、血液は、遠心ポンプ 101および人工肺 1 04を含む環状の流路を繰り返し循環する、すなわち、再循環する。
[0139] この再循環を行うことにより、気泡除去装置 1A内の気泡を患者へ送るのを確実に 防止することができるとともに、遠心ポンプ 101が駆動し続けても、遠心ポンプ 101内 での血液の損傷を抑えることができる。
[0140] 再循環をしているとき、気泡貯留室 5内の気泡が陰圧室 8へ吸収され、気泡貯留室 5内の気泡の量が減少または消滅したことが第 1のセンサ 13Aによって検出された、 すなわち、血液の液面が上昇して当該液面が第 1のセンサ 13Aによって検出されな い場合には、制御装置 110は、クランプ 107および 108を開状態、クランプ 109を閉 状態に戻し、通常循環に復帰させる。
[0141] 以上のような制御により、体外循環装置 100Aでは、気泡貯留室 5内に気泡が過剰 に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で適正な血液体外循環を行うことができる。
[0142] また、体外循環装置 100A (気泡除去装置 1A)では、前述したように、充填量を低く しつつ、血液中に混入した気泡を患者に送るのを確実に防止することができる。
[0143] また、前述したように、陰圧室 8は、脱気手段に接続されて陰圧に保たれる、すなわ ち、吸引される。体外循環装置 100Aでは、陰圧室 8は、常に吸引力が加えられても よいし、血液の液面が第 1のセンサ 13Aにより検出された場合にのみ吸引力が加え られてちよい。
[0144] 体外循環装置 100Aでは、いずれも場合も、陰圧室 8 (気泡除去装置 1A)カゝら気泡 を確実に除去することができるので、好ましい。
[0145] <第 2実施形態 >
第 5図は、本発明の体外循環装置 (第 2実施形態)が有する気泡除去装置を示す 断面側面図、第 6図は、本発明の体外循環装置の第 2実施形態の概要を示す図、第 7図は、第 6図に示す体外循環装置の制御装置の制御プログラムを示すフローチヤ ート、第 8図は、第 6図に示す体外循環装置の制御装置の制御による血液ポンプの 回転数の経時変化を模式的に示すグラフである。なお、説明の都合上、第 5図中の 上側を「上」または「上方」と! 、、下側を「下」または「下方」と!、う。
[0146] 以下、これらの図を参照して本発明の体外循環装置の実施形態について説明する 力 前述した実施形態との相違点を中心に説明し、同様の事項はその説明を省略す る。
[0147] 本実施形態は、気泡除去装置の検出手段の構成が異なること以外は前記第 1実施 形態と同様である。
[0148] 第 5図に示すように、気泡除去装置 1Bには、気泡貯留室 5内の血液の液面レベル を検出する検出手段 17Bが設けられている。この検出手段 17Bは、第 1のセンサ 13 Aと、第 2のセンサ 13Bとを有している。
[0149] これらの第 1のセンサ 13Aおよび第 2のセンサ 13Bは、それぞれ、前記第 1実施形 態の第丄のセンサ 13Aと同様の構成の、すなわち、超音波送信部 131と超音波受信 部 132とを有するセンサである。第 1のセンサ 13Aは、血液の第 1の液面レベル Q1を 検出するセンサであり、第 2のセンサ 13Bは、第 1の液面レベルより下方の第 2の液面 レベル Q2を検出するセンサである。
[0150] 第 1のセンサ 13Aは、傾斜面 52の上部 521付近の外側に設けられており、第 2の センサは、傾斜面 52の中央部付近の外側に設けられている。換言すれば、第 1のセ ンサ 13Aおよび第 2のセンサ 13Bは、傾斜面 52の傾斜方向に沿って設けられている 。これにより、傾斜面 52に沿う血液の流れに伴なう、液面の変化を確実に検知するこ とがでさる。
[0151] また、第 1のセンサ 13Aと第 2のセンサ 13Bとは、鉛直方向、すなわち、中心軸 20 方向に、距離 Hだけ離間している。なお、距離 Hは、特に限定されないが、例えば、 3 〜 30mmであるのが好ましぐ 5〜 20mmであるのがより好ましい。
[0152] 距離 Hが前記下限値未満であると、第 1のセンサ 13Aと第 2のセンサ 13Bとが近接 し過ぎてしまい、第 1のセンサ 13Aが第 1の液面レベル Q1を検出した後、すぐに、第 2のセンサ 13Bが第 2の液面レベル Q2を検出して、遠心ポンプ 101の作動が停止し てしまう。このため、体外循環装置 100Bの稼働率が著しく低下することがある。
[0153] また、距離 Hが前記上限値を超えると、他の条件によっては (例えば気泡貯留室 5 の大きさが小さい場合には）、第 2のセンサ 13Bが気泡貯留室 5の最下面 511より下 方に位置する可能性がある。このため、第 2のセンサ 13Bが気泡貯留室 5内の第 2の 液面レベル Q2を検出することが不可能となることがある。
[0154] 次に、体外循環装置 100Bについて説明する。
[0155] 体外循環装置 100Bは、制御装置 110が第 1のセンサ 13Aおよび第 2のセンサ 13
B力も得られた情報 (検出結果）に基づいて、遠心ポンプ 101の作動を制御する以外 は前記第 1実施形態の体外循環装置 100Aと同様である。
[0156] 制御装置 110は、通常時は、クランプ 107および 108が開状態、クランプ 109が閉 状態となるよう制御する。これにより、体外循環装置 100Bにおいて、通常循環を行う ことができる。
[0157] 遠心ポンプ 101が作動すると、患者力 脱血カテーテル（図示せず)を介して脱血 された血液は、脱血ライン 102を通り、まず、気泡除去装置 1Bの流入口 3に流入する 。気泡除去装置 1Bでは、前記第 1実施形態の気泡除去装置 1Aと同様にして、血液 中の気泡が除去される。気泡が除去された血液は、気泡除去装置 1Bの流出口 4から 流出して、遠心ポンプ 101内を通り、人工肺 104に送られる。人工肺 104では、血液 に対してガス交換 (酸素加脱炭酸ガス）がなされる。ガス交換がなされた血液は、送 血ライン 103を経て、送血カテーテル（図示せず)を介して患者に戻される。
[0158] 体外循環装置 100Bでは、脱血された血液とともに気泡除去装置 1Bに流入する気 泡量と、気泡除去装置 1B (気泡除去手段)の気泡除去能力が等しいとき、気泡貯留 室 5内において、液面はある位置で安定する（バランスする）。
[0159] 体外循環装置 100B (気泡除去装置 1B)では、遠心ポンプ 101の回転数を低下さ せると、脱血される血流量が減少し、これに伴ない、気泡の流入量が減少する。この ため、気泡除去能力が上回り、気泡貯留室 5内の気泡は、順次除去されるので、気 泡貯留室 5内の血液の液面が上昇する傾向を示す。逆に、遠心ポンプ 101の回転数 を上昇させ過ぎると、遠心ポンプ 101は、患者の適正血流量以上の血液 (血流量）を 無理に引き込むよう作動し (働き）、このため、血液のみならず、空気までも引き込ん でしまう。この結果、気泡の流入量が増えて、気泡除去装置 1B (気泡除去手段）の気 泡除去能力を上回り、気泡貯留室 5内に気泡が蓄積し、血液の液面が下降する。
[0160] この体外循環装置 100Bでは、気泡貯留室 5内の血液の液面を、第 1の液面レベル Q1よりも上方に位置させる（維持させる）のが理想的である。
[0161] 従って、制御装置 110は、液面が第 1の液面レベル Q1より上方に位置した状態か ら、第 1の液面レベル Q1と第 2の液面レベル Q2との間に下降したときは、その液面を 第 1の液面レベル Q1よりも上昇させるように、遠心ポンプ 101の回転数を低下 (減少 )させる。
[0162] また、制御装置 110は、第 1の液面レベル Q1と第 2の液面レベル Q2との間に位置 する液面がさらに低下して、第 2の液面レベル Q2よりも下降したときは、気泡貯留室 5に多量の気泡が充満したこととなり、もはや遠心ポンプ 101の回転数の制御では、 気泡除去装置 1B力 気泡を迅速かつ十分に除去するのが困難となるため、遠心ポ ンプ 101の作動を停止する。この遠心ポンプ 101の作動停止後、気泡除去装置 1B 内の気泡の除去を速やかに行い、その後、遠心ポンプ 101を速やかに再度作動させ る、すなわち、血液の体外循環 (通常循環）を速やかに復帰させる。
[0163] なお、遠心ポンプ 101作動停止中は、気泡除去装置 1Bへの新たな気泡流入はな いので、気泡除去装置 1Bの気泡は、確実に除去される。
[0164] 以下、体外循環装置 100Bの制御装置 110の制御プログラムを、主に第 7図のフロ 一チャートに基づいて説明する。
[0165] 前述したように体外循環を開始すると、第 1のセンサ 13Aで液相が検出された力否 力 すなわち、液面が第 1の液面レベル Q1より下方に位置する力否かを判断し (ステ ップ S500)、第 1のセンサ 13Aで液相が検出された (液面が第 1の液面レベル Q1よ り上方にある）場合には、そのときの（現状の)遠心ポンプ 101の回転数を維持する（ ステップ S501)。
[0166] ステップ S501を実行した後は、ステップ S500に戻り、以後、それより下位のステツ プを順次実行する。
[0167] ステップ S500において、第 1のセンサ 13Aで液相が検出されていない（液面が第 1 の液面レベル Q1まで低下した）と判断されたら、このときの遠心ポンプ 101の回転数 を、予め設定されている低下の度合 (低下率)分 (本実施形態では、 10%)だけ低下 させる（ステップ S502)。
[0168] 次に、制御装置 110に内蔵されているタイマを作動させ (ステップ S503)、該タイマ により設定された所定時間を経過したと判断されたら (ステップ S504)、第 2のセンサ 13Bで液相が検出された力否かを判断する (ステップ S505)。
[0169] ステップ S505において、第 2のセンサ 13Bで液相が検出された (液面が第 2の液面 レベル Q2まで低下していない）と判断されたら、ステップ S500に戻り、以後、それよ り下位のステップを順次実行する。
[0170] また、ステップ S505において、第 2のセンサ 13Bで液相が検出されていない（液面 が第 2の液面レベル Q2まで低下した）と判断されたら、遠心ポンプ 101の作動を停止 する（ステップ S 506)。
[0171] 以上のような制御により、体外循環装置 100Bでは、気泡貯留室 5内に気泡が過剰 に溜まるのを確実に防止しつつ、円滑で適正な血液体外循環を行うことができる。ま た、体外循環装置 100B (気泡除去装置 IB)では、前記第 1実施形態の体外循環装 置 100Aと同様に、充填量を低くしつつ、血液中に混入した気泡を患者に送るのを確 実に防止することができる。
[0172] なお、ステップ S502において、遠心ポンプ 101の回転数は、 1回の工程で 10%だ け低下し、タイマの設定時間、回転数を制御させている力 このときの低下は、ステツ プ S502とステップ S503との組み合せ〖こより、第 8図（a)に示すように連続的であって もよ!/、し、第 8図（b)に示すように段階的であってもよ!/、。
[0173] 回転数が連続的に低下するよう制御した場合には、流入する気泡の量 (気泡流入 量)が気泡除去能力を大きく上回る状況において、速やかにポンプ回転数を落とせ るので、遠心ポンプ 101の作動停止に至らず、体外循環を維持することができる。
[0174] また、回転数が段階的に低下するよう制御した場合には、流入する気泡の量 (気泡 流入量)が気泡除去能力をわずかに上回る状況において、液面が回復する（下降か ら上昇に転じる）時間を与えるため、過剰に遠心ポンプ 101 (血液ポンプ)の回転数を 低下させる必要が省略される。
[0175] また、ステップ S502において、遠心ポンプ 101の回転数の低下率は、 10%である のに限定されず、例えば、 5〜90%の範囲内にある所定の低下率であるのが好まし く、 10〜50%の範囲内にある所定の低下率であるのがより好ましい。
[0176] また、ステップ S505において、第 2のセンサ 13Bで液相が検出されていないと判断 されたら、遠心ポンプ 101の作動を停止する力 これに限定されず、例えば、遠心ポ ンプ 101の作動を停止せずに、制御装置 110が、クランプ 107および 108が閉状態 、クランプ 109が開状態となるよう制御してもよい。これにより、人工肺 104を出た血液 は、再循環ライン 106を通って再度遠心ポンプ 101の吸入口に戻ることとなる。よって 、血液は、遠心ポンプ 101および人工肺 104を含む環状の流路を繰り返し循環する 、すなわち、再循環する。この再循環を行うことにより、気泡除去装置 1B内の気泡を 患者へ送るのを確実に防止することができるとともに、遠心ポンプ 101が駆動し続け ても、遠心ポンプ 101内での血液の損傷を抑えることができる。
[0177] 再循環をしているとき、気泡除去装置 1B内の気泡の除去を速やかに行い、その後 、クランプ 107および 108を開状態、クランプ 109を閉状態に戻し、すなわち、再循環 を停止し、通常の体外循環状態 (通常循環）に復帰させる。この再循環を停止するタ イミングは、例えば、第 1のセンサ力 血液の液面が前記第 1の液面レベルに達したこ とを検出したとき (場合)が好まし！/ヽ。
[0178] このように、再循環を停止し、通常循環に復帰させることにより、ガス交換が行われ た血液を患者に再度送る（送血する）ことができる。
[0179] また、第 5図に示すように、第 2のセンサ 13Bは、第 1のフィルタ 9の最下端部 94とほ ぼ同じ高さの位置に設けられているのが好ましい。これにより、第 2のセンサ 13Bが第
2の液面レベル Q2を検出したとき、遠心ポンプ 101の作動が停止するため、血液の 液面レベルがさらに下降して、気泡貯留室 5内の全体が空気で満たされるのを防止 することができる。
[0180] また、第 1のセンサ 13Aおよび第 2のセンサ 13Bは、それぞれ、超音波送信部 131 および超音波受信部 132を 1つずつ有するものであるが、これに限定されず、例えば 、一方が超音波送信部 131と超音波受信部 132とを兼用する 1つのセンサで構成さ れたものであってもよし、双方が超音波送信部 131と超音波受信部 132とを兼用する 1つのセンサで構成されたものであってもよい。
[0181] また、第 1のセンサ 13Aおよび第 2のセンサ 13Bは、それぞれ、超音波式のもので あるが、これに限定されず、例えば、一方が光学式などの他の方式のものであっても よし、双方が光学式などの他の方式のものであってもよ!/、。
[0182] 以上、本発明の体外循環装置を図示の実施形態について説明したが、本発明は、 これに限定されるものではなぐ体外循環装置を構成する各部は、同様の機能を発 揮し得る任意の構成のものと置換することができる。また、任意の構成物が付加され ていてもよい。
[0183] また、検出手段は、気泡貯留室内の血液の液面レベルを検出するよう構成されて いるが、これに限定されず、当該液面レベルに係る情報 (例えば、圧力、質量)を検 出するよう構成されて 、てちょ 、。
[0184] また、液体貯留室には、貯留した液体を排出する排出口を設けてもよい。これにより
、貯留した液体が第 2のフィルタに接触する (到達する）以前に、当該液体を液体貯 留室力 排出することができる。 [0185] この排出口は、通常、密閉されているが、例えば術後などにその密閉を解除して、 貯留した液体を取り除くよう構成されていてもよい。
[0186] また、液体貯留室には、当該液体貯留室内を冷却する冷却手段を設けてもょ 、。こ れにより、液体貯留室内で水蒸気を確実に結露させることができ、よって、水蒸気が 第 2のフィルタを通過するのを確実に防止することができる。なお、冷却手段としては 、例えば、液体貯留室本体の周囲にヒートシンクを設けることやペルチヱ素子を装着 すること等が挙げられる。
産業上の利用可能性
[0187] 本発明の体外循環装置は、患者から血液を脱血する脱血ラインと、血液を送血す る血液ポンプと、血液に対しガス交換を行う人工肺部と、人工肺部を通過した血液を 患者へ送血する送血ラインと、血液中に混入した気泡を除去する気泡除去装置と、 気泡を患者に送らな 、ように送血流量を制御する送血制御手段と、血液ポンプから 吐出した血液を迂回させて、該血液を血液ポンプに戻す迂回ラインとを備える。その ため、充填量を低くしつつ、血液中に気泡が混入した場合に、確実に、その気泡を 患者に送るのを防止することができる。したがって、産業上の利用可能性を有する。

Claims

請求の範囲
[1] 患者力 血液を脱血する脱血ラインと、
血液を送血する血液ポンプと、
前記血液に対しガス交換を行う人工肺部と、
前記人工肺部を通過した血液を患者へ送血する送血ラインと、
前記血液中に混入した気泡を除去する気泡除去装置と、
前記気泡を患者に送らな 、ように送血流量を制御する送血制御手段と、 前記血液ポンプから吐出した血液を迂回させて、該血液を前記血液ポンプに戻す 迂回ラインとを備えることを特徴とする体外循環装置。
[2] 前記気泡除去装置は、
横断面形状が略円形の内部空間を有する旋回流形成室と、
前記旋回流形成室の内周面のほぼ接線方向に設けられ、血液が前記旋回流形成 室内で旋回流を形成するように血液を前記旋回流形成室内に導入する流入口と、 前記旋回流形成室の下部に設けられた流出口と、
前記旋回流形成室の上側に設けられ、前記旋回流形成室から浮上した気泡を一 時貯留する気泡貯留室とを備える請求の範囲第 1項に記載の体外循環装置。
[3] 前記気泡除去装置は、
前記気泡貯留室の上側に設けられ、脱気手段に接続されて陰圧に保たれる陰圧 室と、
前記気泡貯留室と前記陰圧室とを隔てるように設けられ、気体の通過を許容し、か つ、血液の通過を阻止する第 1のフィルタと、
前記陰圧室と前記脱気手段との間に設けられ、気体の通過を許容し、かつ、液体 の通過を阻止する第 2のフィルタとを備える請求の範囲第 2項に記載の体外循環装 置。
[4] 前記気泡除去装置は、前記第 1のフィルタと前記第 2のフィルタの間に設けられ、前 記陰圧室カゝら流出した液体を貯留し得る液体貯留室を備える請求の範囲第 3項に記 載の体外循環装置。
[5] 前記気泡除去装置は、前記気泡を検出する気泡検出手段を備え、 前記送血制御手段は、前記気泡検出手段の検出結果に基づいて、前記血液ボン プの作動を制御する請求の範囲第 2項に記載の体外循環装置。
[6] 前記気泡検出手段は、前記気泡貯留室内の血液の液面レベルまたはそれに係る情 報を検出する少なくとも 1つのセンサで構成されている請求の範囲第 5項に記載の体 外循環装置。
[7] 前記センサは、血液の第 1の液面レベルを検出する第 1のセンサと、前記第 1の液面 レベルより下方の第 2の液面レベルを検出する第 2のセンサと含む請求の範囲第 6項 に記載の体外循環装置。
[8] 前記送血制御手段は、前記第 1のセンサおよび前記第 2のセンサ力 それぞれ得ら れた情報に基づ 、て、前記血液ポンプの作動を制御するものである請求の範囲第 6 項または第 7項に記載の体外循環装置。
[9] 血液の液面が前記第 1の液面レベルに達したことを前記第 1のセンサが検出した場 合には、前記送血制御手段は、前記送血流量が減少するよう、前記血液ポンプの作 動を制御する請求の範囲第 8項に記載の体外循環装置。
[10] 血液の液面が前記第 1の液面レベルと前記第 2の液面レベルとの間に位置する状態 から、前記第 1の液面レベルに達したことを、前記第 1のセンサが検出した場合には、 前記送血制御手段は、そのときの前記血液ポンプの作動状態を維持するよう制御す る請求の範囲第 8項に記載の体外循環装置。
[11] 血液の液面が前記第 2の液面レベルに達したことを前記第 2のセンサが検出した場 合には、前記送血制御手段は、血液が前記血液ポンプと前記迂回ラインとの間を再 循環するよう制御する請求の範囲第 8項に記載の体外循環装置。
[12] 血液が再循環しているとき、前記気泡貯留室内の血液の液面が前記第 1の液面レべ ルに達したことを前記第 1のセンサが検出した場合には、前記送血制御手段は、前 記血液の再循環を停止し、血液が前記脱血ライン、前記血液ポンプ、前記人工肺部 、前記送血ラインおよび前記気泡除去装置を経るよう制御する請求の範囲第 11項に 記載の体外循環装置。
[13] 血液の液面が前記第 2の液面レベルに達したことを前記第 2のセンサが検出した場 合には、前記送血制御手段は、前記血液ポンプの作動を停止するよう制御する請求 の範囲第 8項に記載の体外循環装置。
[14] 前記第 1のセンサおよび Zまたは前記第 2のセンサは、超音波を送信する送信部と、 該送信された超音波を受信する受信部とを備え、血液を透過する超音波の透過率と
、気体を透過する超音波の透過率との差異を利用して、前記気泡貯留室内の血液 の液面を検出し得る請求の範囲第 7項に記載の体外循環装置。
[15] 前記気泡貯留室の底面には、水平方向に対し傾斜した傾斜面が設けられており、 前記第 1のセンサおよび前記第 2のセンサは、前記気泡貯留室の前記傾斜面の傾 斜方向に沿って、設けられている請求の範囲第 7項に記載の体外循環装置。
[16] 前記第 1のセンサは、前記気泡貯留室の前記傾斜面の上部付近に設けられている 請求の範囲第 15項に記載の体外循環装置。
[17] 前記第 1のセンサと前記第 2のセンサとは、鉛直方向に、 3〜30mm離間している請 求の範囲第 7項に記載の体外循環装置
[18] 前記気泡除去装置は、旋回流形成室に設けられ、内径が上方に向力つて漸減する 円錐台形部を上部に有する請求の範囲第 2項に記載の体外循環装置。
[19] 前記気泡除去装置は、
前記旋回流形成室の頂部付近を前記気泡貯留室に連通させ、前記旋回流形成室 力 浮上した気泡が通過する第 1連通部と、
前記旋回流形成室の周壁部付近を前記気泡貯留室に連通させる第 2連通部とを 備え、
前記旋回流形成室力 浮上した気泡が前記第 1連通部を通って前記気泡貯留室 へ流入するとともに前記気泡貯留室内の血液が前記第 2連通部を通って前記旋回 流形成室へ戻るように構成されて!、る請求の範囲第 2項に記載の体外循環装置。
[20] 前記血液ポンプは、遠心ポンプであり、該遠心ポンプの回転数を増 Z減させることに より、前記送血流量が増 Z減する請求の範囲第 2項に記載の体外循環装置。
[21] 前記回転数は、連続的または段階的に増 Z減するよう制御される請求の範囲第 20 項に記載の体外循環装置。
[22] 前記気泡除去装置は、前記血液ポンプより上流側に配置されている請求の範囲第 1 項に記載の体外循環装置。 前記人工肺部は、前記血液ポンプの血液が吐出される吐出口と、前記迂回ラインの 血液が流入する流入口との間に配置されている請求の範囲第 1項に記載の体外循 環装置。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007275473A (ja) * 2006-04-11 2007-10-25 Terumo Corp 気泡除去装置
JP2008018101A (ja) * 2006-07-13 2008-01-31 Terumo Corp 気泡除去装置
JP2016019667A (ja) * 2014-07-15 2016-02-04 テルモ株式会社 体外循環回路

Families Citing this family (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8834399B2 (en) * 2010-12-07 2014-09-16 Zoll Lifebridge Gmbh Cardiopulmonary apparatus and methods for preserving organ viability
US7819834B2 (en) * 2006-01-24 2010-10-26 Terumo Cardiovascular Systems Corp. System and method of air embolism detection and diversion
DE102007036125A1 (de) * 2007-08-01 2009-02-05 Becker, Franz Ferdinand, Dr.-Ing. Blutschlauchsystem für extrakorporale Anwendungen wie Dialysegeräte
US7712360B2 (en) * 2007-12-13 2010-05-11 Bausch & Lomb Incorporated Air separator for ophthalmic surgical system
DE102008059379B4 (de) * 2008-11-27 2010-12-09 Hickstein, Heiko, Dr.-med. Vorrichtung und Verfahren zur invasiven Blutdruckmessung im Gefäßzugang
CA2819792A1 (en) 2010-12-07 2012-06-14 Zoll Lifebridge Gmbh Method and system for filling and venting a device for extracorporeal blood treatment, with stepped flooding of a filter
EP3165245B1 (en) 2011-08-02 2019-02-20 Medtronic, Inc. Hemodialysis system having a flow path with a controlled compliant volume
EP2744537B1 (en) 2011-08-16 2018-01-24 Medtronic, Inc. Modular hemodialysis system
US10905816B2 (en) 2012-12-10 2021-02-02 Medtronic, Inc. Sodium management system for hemodialysis
US10543052B2 (en) 2013-02-01 2020-01-28 Medtronic, Inc. Portable dialysis cabinet
US10850016B2 (en) 2013-02-01 2020-12-01 Medtronic, Inc. Modular fluid therapy system having jumpered flow paths and systems and methods for cleaning and disinfection
US9173987B2 (en) * 2013-02-01 2015-11-03 Medtronic, Inc. Degassing module for a controlled compliant flow path
US9623164B2 (en) 2013-02-01 2017-04-18 Medtronic, Inc. Systems and methods for multifunctional volumetric fluid control
US10010663B2 (en) 2013-02-01 2018-07-03 Medtronic, Inc. Fluid circuit for delivery of renal replacement therapies
US9827361B2 (en) 2013-02-02 2017-11-28 Medtronic, Inc. pH buffer measurement system for hemodialysis systems
US9486590B2 (en) 2014-09-29 2016-11-08 Fenwal, Inc. Automatic purging of air from a fluid processing system
US9498567B2 (en) 2014-09-29 2016-11-22 Fenwal, Inc. Systems and methods for controlling the return phase of a blood separation procedure
US10098993B2 (en) 2014-12-10 2018-10-16 Medtronic, Inc. Sensing and storage system for fluid balance
US9895479B2 (en) 2014-12-10 2018-02-20 Medtronic, Inc. Water management system for use in dialysis
US9713665B2 (en) 2014-12-10 2017-07-25 Medtronic, Inc. Degassing system for dialysis
US10874787B2 (en) 2014-12-10 2020-12-29 Medtronic, Inc. Degassing system for dialysis
CN105854109B (zh) * 2016-04-01 2022-01-11 黄河科技学院 循环过滤式消化内科洗胃机
JP6937325B2 (ja) * 2016-05-27 2021-09-22 ビオメリュー・インコーポレイテッド 標本容器内の泡の検出のための方法および装置
WO2019068338A1 (en) 2017-10-06 2019-04-11 Livanova Deutschland Gmbh CONTROL OF CONTAMINATION AND CONDENSATION OF A VAVD REGULATOR
US11278654B2 (en) 2017-12-07 2022-03-22 Medtronic, Inc. Pneumatic manifold for a dialysis system
US11033667B2 (en) 2018-02-02 2021-06-15 Medtronic, Inc. Sorbent manifold for a dialysis system
US11110215B2 (en) 2018-02-23 2021-09-07 Medtronic, Inc. Degasser and vent manifolds for dialysis
SE1850662A1 (en) * 2018-05-17 2019-11-18 Gambro Lundia Ab Patient fluid removal makeup
AU2019325508A1 (en) 2018-08-22 2021-03-04 Biomerieux, Inc. Detection instruments with automated cell location selection for newly intaken specimen containers and related methods

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5722763A (en) * 1980-07-18 1982-02-05 Kuraray Co Double filtration type blood plasma separating exchanging device
JPH01148265A (ja) * 1987-12-04 1989-06-09 Terumo Corp 血液フィルター
JPH02131771A (ja) * 1988-11-11 1990-05-21 Terumo Corp バイパスチューブ
JPH08510812A (ja) * 1992-12-31 1996-11-12 タマリ，ユェフダ 蠕動ポンプ用の革新的ポンピングシステム
JPH10505518A (ja) * 1994-08-15 1998-06-02 ガンブロ アクチボラグ 滴下室頭部
JP2593761Y2 (ja) * 1993-03-31 1999-04-12 日本フエンオール株式会社 回路クランプ駆動制御装置
WO2002064191A1 (en) * 2001-02-09 2002-08-22 Cardiovention, Inc. Blood filter having a sensor for active gas removal and methods of use

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS648562A (en) 1987-06-30 1989-01-12 Toshiba Corp Magnetic disk device
EP0705610A1 (en) * 1994-10-03 1996-04-10 SORIN BIOMEDICA S.p.A. An integrated extracorporeal circulation system
US5820579A (en) * 1996-04-30 1998-10-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for creating pulsatile flow in a cardiopulmonary bypass circuit
JP2000084072A (ja) * 1998-09-14 2000-03-28 Terumo Corp 人工心肺回路用気泡除去器および気泡除去器を備えた人工心肺回路装置
US6302860B1 (en) * 1999-02-17 2001-10-16 Medtronic, Inc. Venous filter for assisted venous return
US7201870B2 (en) * 2003-01-14 2007-04-10 Medtronic, Inc. Active air removal system operating modes of an extracorporeal blood circuit
JP4500764B2 (ja) * 2005-11-11 2010-07-14 テルモ株式会社 体外循環装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5722763A (en) * 1980-07-18 1982-02-05 Kuraray Co Double filtration type blood plasma separating exchanging device
JPH01148265A (ja) * 1987-12-04 1989-06-09 Terumo Corp 血液フィルター
JPH02131771A (ja) * 1988-11-11 1990-05-21 Terumo Corp バイパスチューブ
JPH08510812A (ja) * 1992-12-31 1996-11-12 タマリ，ユェフダ 蠕動ポンプ用の革新的ポンピングシステム
JP2593761Y2 (ja) * 1993-03-31 1999-04-12 日本フエンオール株式会社 回路クランプ駆動制御装置
JPH10505518A (ja) * 1994-08-15 1998-06-02 ガンブロ アクチボラグ 滴下室頭部
WO2002064191A1 (en) * 2001-02-09 2002-08-22 Cardiovention, Inc. Blood filter having a sensor for active gas removal and methods of use

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007275473A (ja) * 2006-04-11 2007-10-25 Terumo Corp 気泡除去装置
JP2008018101A (ja) * 2006-07-13 2008-01-31 Terumo Corp 気泡除去装置
JP2016019667A (ja) * 2014-07-15 2016-02-04 テルモ株式会社 体外循環回路

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