WO2010073890A1 - 血液供給装置 - Google Patents

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pulsation
supply device
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裕啓 柳
眞一 澤田
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株式会社カルディオ
株式会社マジェスティー・エンタープライズ
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Definitions

  • the present invention relates to a blood supply apparatus, and more particularly to a blood supply apparatus that can be suitably used in bypass surgery under heartbeat.
  • Heartbeat bypass surgery (off pump CABG (coronary artery bypass graft)) has been performed in many cases in recent years due to the low burden on patients and the risk of complications.
  • a device disclosed in Patent Document 1 is known as a device for bypassing blood in a bypass operation under heartbeat.
  • the apparatus includes a blood removal means for extracting blood from a predetermined arterial blood vessel, a pump for supplying the extracted blood, a perfusion means for returning the blood discharged from the pump to a predetermined site of the coronary artery, and a pumping operation of the pump. And a pump control device for controlling the motor.
  • the perfusion means includes an insertion catheter that is inserted into the coronary artery and a blood feeding tube that is thicker and more flexible than the insertion catheter, and blood is pumped out in a pulsating flow that is synchronized with the heartbeat.
  • the blood flow in the insertion catheter is similar to a physiological pulsating flow due to the elasticity of the blood feeding tube, and blood can be supplied in accordance with the pulsation.
  • the blood supply tube does not have a function of storing blood, it is difficult to continue supplying blood to the myocardium from the insertion catheter during pump suction (diastolic phase), and a large load is applied to the myocardium. There was a risk of giving. For these reasons, the surgeon is required to have an early anastomosis, which places a heavy burden on the psychological and work aspects.
  • an object of the present invention is to provide a blood supply device capable of constantly supplying pulsatile blood flow.
  • the object of the present invention is to provide a pulsation pump for intermittently delivering blood by pulsation, a liquid reservoir for temporarily storing blood delivered from the pulsation pump, and the pulsation from the liquid reservoir.
  • a blood supply device that supplies a blood from the pulsating pump to the body through the liquid reservoir, and the internal volume of the liquid reservoir changes due to elasticity.
  • a portion of the blood introduced during the contraction period of the pulsation pump is stored by expansion of the variable chamber, and the variable chamber is elastically contracted during the expansion period of the pulsation pump. This is achieved by a blood supply device that discharges the stored blood.
  • pulsatile blood flow can be continuously supplied.
  • FIG. 1 It is a schematic block diagram of the blood supply apparatus which concerns on one Embodiment of this invention. It is a figure for demonstrating the action
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a blood supply device according to an embodiment of the present invention.
  • the blood supply device 1 shown in FIG. 1 includes a pulsation pump 10 and a liquid reservoir 20, and the pulsation pump 10 and the liquid reservoir 20 are connected by a connecting tube 2.
  • the blood removal tube 3 and the blood supply tube 4 can be detachably connected to the upstream side of the pulsation pump 10 and the downstream side of the liquid reservoir 20 via connectors or the like.
  • the blood extracted through can be supplied from the blood supply tube 4 to the heart (coronary artery).
  • the pulsation pump 10 is configured such that an expandable tube 12 made of an elastically deformable material is accommodated in a sealed casing 11.
  • the stretchable tube 12 is preferably a thin-film tube having anti-thrombogenicity as well as pressure resistance and durability, and examples thereof include urethane resin (thermoplastic polyurethane elastomer), silicon, and polyvinyl chloride (PVC). Can do.
  • urethane resin thermoplastic polyurethane elastomer
  • silicon silicon
  • PVC polyvinyl chloride
  • a more specific example is a urethane resin tube having an inner diameter of 5 mm, an outer diameter of 5.4 mm, and a Shore D hardness of 50.
  • a drive tube 13 communicating between the inside and the outside of the casing 11 is connected to the side wall of the casing 11, and helium gas or the like is interposed between the inner wall surface of the casing 11 and the outer surface of the telescopic tube 12 via the drive tube 13.
  • the driving gas can be supplied.
  • the supply of the driving gas can be performed using, for example, an intra-aortic balloon pumping device (IABP: intraaortic balloon pumping), and by monitoring the electrocardiogram, the driving gas supplied to the casing 11 in synchronization with the movement of the heart Control pressure.
  • IABP intra-aortic balloon pumping device
  • the inside of the casing 11 is decompressed to expand the telescopic tube 12, and blood is introduced into the telescopic tube 12 from the femoral artery.
  • the inside of the casing 11 is pressurized to contract the expansion tube 12, and the blood in the expansion tube 12 is discharged toward the coronary artery.
  • blood can be supplied intermittently by pulsation that matches the contraction and expansion of the heart.
  • Check valves 15 and 16 are provided on both sides of the telescopic tube 12 to ensure one-way blood flow from the femoral artery side to the coronary artery side.
  • the pulsation pump 10 only needs to generate blood pulsation corresponding to the contraction and expansion of the heart.
  • a pulsation pump can be configured by a combination of a steady flow pump and an on-off valve, and a pulsating flow can be generated by opening / closing control of the on-off valve to generate a diastole and a systole.
  • the liquid reservoir 20 is provided at the tip of the connecting tube 2 connected to the downstream side of the pulsation pump 10, and includes a variable chamber 21 and a protective cover 22 that covers the variable chamber 21.
  • the variable chamber 21 is a cylindrical member having elastic elasticity that changes its internal volume due to a pressure difference between inside and outside.
  • the connecting tube 2 and blood feeding tube 4 are composed of commercially available medical tubes made of soft PVC or the like, whereas the variable chamber 21 is made thinner or more flexible. It is preferable to use a member that easily changes its internal volume due to elastic deformation.
  • the variable chamber 21 can be composed of a straight tube having a length of about 5 to 10 cm, dipped in liquid silicone rubber.
  • variable chamber 21 can be configured from a silicone resin tube made of a material having a small Shore D hardness (30 to 70) and a length of 5 to 30 cm and a wall thickness of 0.25 to 0.75 mm. is there.
  • the channel diameter can be set to 3 mm, and the downstream channel diameter can be set to 1 mm.
  • a check valve 23 is provided on the upstream side of the variable chamber 21 to prevent backflow to the pulsating pump 10 when the internal volume of the variable chamber 21 contracts.
  • the variable chamber 21 when blood is supplied to the variable chamber 21 of the liquid reservoir 20 during the contraction period of the pulsation pump 10 by the operation of the pulsation pump 10, the variable chamber 21 is expanded by excess blood while flowing a part of the blood toward the blood sending tube 4 on the downstream side, and stores the blood inside.
  • the variable chamber 21 supplies the stored blood toward the blood supply tube 4 by elastic contraction.
  • variable chamber 21 functions as a buffer for suppressing a rapid increase in supply pressure during the contraction period of the pulsation pump 10, while supplying a small amount of blood during the expansion period of the pulsation pump 10.
  • the blood supplied into the body from the blood supply tube 4 is cyclic between the systolic phase a1 and the diastolic phase a2 of the pulsating pump 10 while the pumping pressure is always positive. To change. As a result, blood can be constantly supplied while generating a pulsating flow that matches the pulsation of the heart.
  • the pulsation pump 10 has a negative pressure inside the diastole, but the check valve 23 provided on the upstream side of the variable chamber 21 prevents the back flow of blood in the variable chamber 21.
  • the pulsation pump 10 in addition to the check valve 23 of the variable chamber 21, the pulsation pump 10 is also provided with the check valve 15, and the pushing pressure of the variable chamber 21 can be reliably directed downstream in the transport direction.
  • at least one check valve provided between the pulsation pump 10 and the liquid reservoir 20 may be provided, and the position thereof is not particularly limited.
  • the variable volume of the internal volume of the variable chamber 21 may be set in consideration of the amount of blood stored so that the pulsation pump 10 can maintain the blood supply even in the diastole. Specifically, the ratio (A / B) between the maximum volume A of the variable chamber 21 when the pulsating pump 10 is contracted and the volume B of the variable chamber 21 at the normal time when no internal / external pressure difference occurs is 1.2. The above is preferable. That is, if the buffer capacity is at least about 20%, the function as the variable chamber 21 can be reliably obtained.
  • the upper limit of the volume ratio (A / B) is not particularly limited, but is usually about 2 to 3, and practically 4 or less.
  • variable chamber 21 by covering the variable chamber 21 with the protective cover 22, it is possible to prevent the variable chamber 21 from being deformed or damaged, and to reliably exhibit the above functions of the variable chamber 21.
  • the protective cover 22 preferably has a sealed structure, and even if the variable chamber 21 is damaged, blood can be reliably prevented from flowing out.
  • the protective cover 22 is not essential for the liquid reservoir 20.
  • variable chamber 21 constituting the liquid reservoir 20 is formed in a straight tube shape so that the cross-sectional area of the flow path is constant along the blood flow direction in the present embodiment, but FIG.
  • the central portion c may have a shape bulging outward in a side view so that the cross-sectional area of the flow path is larger than both end portions e and e. In the period, a sufficient amount of blood can be secured in the variable chamber 21 while ensuring the function as a buffer.
  • the central portion c indented in the side view so that the channel cross-sectional area is smaller than both end portions e and e.
  • the recessed central portion c is inverted in a convex shape during the contraction period of the pulsating pump 10 and functions as a buffer, and the expanded central portion c attempts to return to the concave shape during the expansion period of the pulsating pump 10. Blood can be reliably supplied by force.
  • the buffer function or the blood supply function can be further enhanced by configuring the variable chamber 21 so that the cross-sectional area of the flow path changes along the blood flow direction.
  • variable chamber 21 constituting the liquid reservoir 20 may be any one that changes its internal volume due to elasticity.
  • a head chamber defined by a bellows-like container or a piston that slides in a cylinder includes: It can also be configured to expand and contract by air pressure or spring pressure.
  • the connecting tube 2 is not essential for the present invention, and the liquid reservoir 20 can be directly connected to the downstream side of the pulsating pump 10.

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Abstract

　拍動により血液を断続的に送出する拍動ポンプ１０と、拍動ポンプ１０から送出された血液を一時的に貯留する液溜まり部２０と、液溜まり部２０から拍動ポンプ１０への逆流を阻止する逆止弁２３とを備え、拍動ポンプ１０から液溜まり部２０を経て体内に血液を供給する血液供給装置であって、液溜まり部２０は、弾性により内容積が変化する可変チャンバー２２を備えており、拍動ポンプ１０の収縮期に導入される血液の一部を可変チャンバー２２の拡張により貯留すると共に、拍動ポンプ１０の拡張期に可変チャンバー２２を弾性収縮させて貯留された血液を排出する。この発明によれば拍動血流を常に供給し続けることができる血液供給装置を提供することができる。

Description

血液供給装置
　本発明は、血液供給装置に関し、より詳しくは、心拍動下バイパス手術において好適に使用することができる血液供給装置に関する。
　心拍動下バイパス手術（off pump CABG(coronary artery bypass graft)）は、患者への負担や合併症のリスクが少ないことから、近年多くの症例で行われている。心拍動下バイパス手術において血液をバイパスさせるための装置として、例えば特許文献１に開示された装置が知られている。
　この装置は、所定の動脈血管から血液を抜き出す脱血手段と、抜き出された血液を送り出すポンプと、ポンプから送り出された血液を冠動脈の所定の部位に戻す灌流手段と、ポンプの拍出動作を制御するポンプ制御装置とを備えている。灌流手段は、冠動脈に挿入する挿入カテーテルと、挿入カテーテルよりも太く柔軟な送血チューブとを備えており、ポンプから血液が心拍と同期した脈流で送り出される。
特開２００１－６１９５６号公報
　特許文献１に開示された装置は、送血チューブの弾性によって、挿入カテーテル内の血流が生理的脈流に類似したものとなり、拍動に合わせた血液の供給が可能である。
　ところが、送血チューブは、血液を貯留する機能を有していないため、ポンプの吸引時（拡張期）において、挿入カテーテルから心筋に血液を供給し続けることが困難であり、心筋に大きな負荷を与えるおそれがあった。また、このような理由から、術者には早期吻合が要求されており、心理面や作業面で大きな負担を与えていた。
　そこで、本発明は、拍動血流を常に供給し続けることができる血液供給装置の提供を目的とする。
　本発明の前記目的は、拍動により血液を断続的に送出する拍動ポンプと、前記拍動ポンプから送出された血液を一時的に貯留する液溜まり部と、前記液溜まり部から前記拍動ポンプへの逆流を阻止する逆止弁とを備え、前記拍動ポンプから前記液溜まり部を経て体内に血液を供給する血液供給装置であって、前記液溜まり部は、弾性により内容積が変化する可変チャンバーを備えており、前記拍動ポンプの収縮期に導入される血液の一部を前記可変チャンバーの拡張により貯留すると共に、前記拍動ポンプの拡張期に前記可変チャンバーを弾性収縮させて貯留された血液を排出する血液供給装置により達成される。
　本発明の血液供給装置によれば、拍動血流を常に供給し続けることができる。
本発明の一実施形態に係る血液供給装置の概略構成図である。 図１に示す血液供給装置の作動を説明するための図である。 図１に示す血液供給装置の要部変形例を示す斜視図である。
　以下、本発明の実態形態について添付図面を参照して説明する。図１は、本発明の一実施形態に係る血液供給装置の概略構成図である。図１に示す血液供給装置１は、拍動ポンプ１０と、液溜まり部２０とを備えており、拍動ポンプ１０と液溜まり部２０とが連結チューブ２により接続されている。拍動ポンプ１０の上流側および液溜まり部２０の下流側には、脱血チューブ３および送血チューブ４をそれぞれコネクタ等を介して着脱自在に接続することができ、大腿動脈から脱血チューブ３を介して抜き出した血液を、送血チューブ４から心臓（冠動脈）に供給することができる。
　拍動ポンプ１０は、密閉されたケーシング１１の内部に、弾性変形可能な材料からなる伸縮チューブ１２が収容されて構成されている。伸縮チューブ１２は、耐圧性、耐久性と共に、抗血栓性を有する薄膜チューブであることが好ましく、ウレタン樹脂（熱可塑性ポリウレタンエラストマー）や、シリコン、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）などの材質を例示することができる。より詳細な具体例としては、内径が５ｍｍ、外径が５．４ｍｍでショアＤ硬度が５０のウレタン樹脂製チューブが挙げられる。
　ケーシング１１の側壁には、ケーシング１１の内外を連通する駆動チューブ１３が接続されており、この駆動チューブ１３を介して、ケーシング１１の内壁面と伸縮チューブ１２の外表面との間にヘリウムガスなどの駆動ガスを供給することができる。駆動ガスの供給は、例えば、大動脈内バルーンパンピング装置（ＩＡＢＰ：intraaortic balloon pumping）を用いて行うことができ、心電図をモニターすることにより、心臓の動きに同期してケーシング１１に供給する駆動ガスの圧力をコントロールする。すなわち、心臓の拡張期には、ケーシング１１の内部を減圧して伸縮チューブ１２を膨張させ、大腿動脈から伸縮チューブ１２内に血液を導入する。そして、心臓の収縮期には、ケーシング１１の内部を加圧して伸縮チューブ１２を収縮させ、伸縮チューブ１２内の血液を冠動脈に向けて排出する。こうして、心臓の収縮および拡張に合わせた拍動により、血液を断続的に供給することができる。伸縮チューブ１２の両側には逆止弁１５，１６が設けられており、大腿動脈側から冠動脈側に向けた一方向の血流が確保される。
　拍動ポンプ１０は、心臓の収縮および拡張に相当する血液の脈流を生じさせるものであればよく、ガス圧の調整により伸縮チューブの内容積を変化させる本実施形態の構成の他に、例えば、ローラーポンプやダイアフラムポンプなどを挙げることができる。更に、定常流ポンプと開閉弁との組み合わせにより拍動ポンプを構成することも可能であり、開閉弁の開閉制御により脈流を発生させて、拡張期および収縮期を生成することができる。
　液溜まり部２０は、拍動ポンプ１０の下流側に接続された連結チューブ２の先端に設けられており、可変チャンバー２１と、この可変チャンバー２１を覆う保護カバー２２とを備えている。
　可変チャンバー２１は、内外の圧力差により内容積が変化する弾性伸縮性を有する筒状の部材である。連結チューブ２や送血チューブ４は、軟質ＰＶＣ等からなる市販の医療用チューブから構成されるのに対し、可変チャンバー２１は、これよりも薄肉化したり柔軟性の高い材料を使用する等して、弾性変形による内容積の変化が生じ易い部材とすることが好ましい。例えば、可変チャンバー２１は、液状シリコーンゴムをディッピングした、長さが５～１０ｃｍ程度の直管状のチューブから構成することができる。
　また、例えばショアＤ硬度が小さい（30～70）素材でできたシリコーン樹脂製チューブで、長さが５cm～３０cm、肉厚０．２５mm～０．７５mmから可変チャンバー２１を構成することも可能である。可変チャンバー２１の内容積変化を生じやすくするためには、可変チャンバー２１の上流側流路に対して、下流側流路の流路径を絞ることも有効であり、例えば、上流側流路の流路径を３ｍｍ、下流側流路の流路径を１ｍｍに設定することができる。
　可変チャンバー２１の上流側には逆止弁２３が設けられており、可変チャンバー２１の内容積が収縮する際の拍動ポンプ１０側への逆流を防止することができる。
　上記の構成を有する血液供給装置１によれば、拍動ポンプ１０の作動により、拍動ポンプ１０の収縮期に、液溜まり部２０の可変チャンバー２１に対して血液が供給されると、可変チャンバー２１は、一部を下流側の送血チューブ４に向けて血液を流しながら余剰の血液により膨張して、内部に血液を貯留する。そして、拍動ポンプ１０の拡張期に、拍動ポンプ１０からの血液供給が途絶えると、可変チャンバー２１は、貯留していた血液を弾性収縮により送血チューブ４に向けて供給する。
　このように、可変チャンバー２１は、拍動ポンプ１０の収縮期には、供給圧力の急激な上昇を抑制するためのバッファーとして機能する一方、拍動ポンプ１０の拡張期には、血液を少量供給するための補助ポンプとして機能する。こうして、送血チューブ４から体内に供給される血液は、図２に示すように、拍出圧が常時プラスの状態で、拍動ポンプ１０の収縮期ａ１と拡張期ａ２との間で周期的に変化する。この結果、心臓の拍動に合わせた脈流を生じさせつつ、血液を常時供給することができる。なお、拍動ポンプ１０は拡張期に内部が陰圧となるが、可変チャンバー２１の上流側に設けられた逆止弁２３により、可変チャンバー２１内の血液の逆流は防止される。本実施形態では、可変チャンバー２１の逆止弁２３の他に、拍動ポンプ１０にも逆止弁１５を備えており、可変チャンバー２１の押し出し圧を搬送方向下流側に確実に向けることができる。但し、拍動ポンプ１０と液溜まり部２０との間に設ける逆止弁は、少なくとも１つあればよく、その位置は特に限定されるものではない。
　可変チャンバー２１の内容積可変量は、拍動ポンプ１０は拡張期にも血液供給を維持できるような血液貯留量を考慮して設定すればよい。具体的には、拍動ポンプ１０の収縮時における可変チャンバー２１の最大容積Ａと、内外圧力差が生じない通常時の可変チャンバー２１の容積Ｂとの比（Ａ／Ｂ）が、１．２以上であることが好ましい。すなわち、少なくとも２０％程度のバッファ能があれば、可変チャンバー２１としての機能を確実に得ることができる。容積比（Ａ／Ｂ）の上限は特にないが、通常は２～３程度であり、実用的には４以下である。
　また、可変チャンバー２１を保護カバー２２で覆うことにより、可変チャンバー２１の変形や損傷を防止して、可変チャンバー２１の上記機能を確実に発揮させることができる。保護カバー２２は、密閉構造であることが好ましく、可変チャンバー２１が万一破損した場合でも、血液の流出を確実に防止することができる。但し、保護カバー２２は、液溜まり部２０に必須のものではない。
　以上、本発明の一実施形態について詳述したが、本発明の具体的な態様は上記実施形態に限定されない。例えば、液溜まり部２０を構成する可変チャンバー２１は、本実施形態においては血流方向に沿って流路の断面積が一定となるように直管状に形成しているが、図３（ａ）に示すように、中央部ｃが両端部ｅ，ｅよりも流路断面積が大きくなるように、側面視で外側に膨出した形状であってもよく、これによって、拍動ポンプ１０の収縮期において、バッファーとしての機能を担保しつつ、十分な量の血液を可変チャンバー２１内に確保することができる。一方、図３（ｂ）に示すように、中央部ｃが両端部ｅ，ｅよりも流路断面積が小さくなるように、側面視で内側に凹ませた形状とすることも可能であり、凹んだ中央部ｃが拍動ポンプ１０の収縮期に凸状に反転してバッファーとして機能すると共に、拍動ポンプ１０の拡張期には、凸状に膨張した中央部ｃが凹状に戻ろうとする力で血液を確実に供給することができる。このように、可変チャンバー２１の流路断面積が血流方向に沿って変化するように構成することで、バッファー機能または血液供給機能をより高めることができる。
　また、液溜まり部２０を構成する可変チャンバー２１は、弾性により内容積が変化するものであればよく、例えば、蛇腹状の容器や、シリンダ内を摺動するピストンにより画定されたヘッド室が、空気圧やばね圧により拡張・収縮を行うように構成することもできる。
　また、連結チューブ２は、本発明に必須のものではなく、拍動ポンプ１０の下流側に液溜まり部２０を直接連結することも可能である。
　１　血液供給装置
１０　拍動ポンプ
２０　液溜まり部
２１　可変チャンバー
２２　保護カバー
２３　逆止弁

Claims (3)

  1. 　拍動により血液を断続的に送出する拍動ポンプと、前記拍動ポンプから送出された血液を一時的に貯留する液溜まり部と、前記液溜まり部から前記拍動ポンプへの逆流を阻止する逆止弁とを備え、前記拍動ポンプから前記液溜まり部を経て体内に血液を供給する血液供給装置であって、
    　前記液溜まり部は、弾性により内容積が変化する可変チャンバーを備えており、前記拍動ポンプの収縮期に導入される血液の一部を前記可変チャンバーの拡張により貯留すると共に、前記拍動ポンプの拡張期に前記可変チャンバーを弾性収縮させて貯留された血液を排出する血液供給装置。
  2. 　前記液溜まり部は、前記可変チャンバーを収容する保護カバーを更に備える請求項１に記載の血液供給装置。
  3. 　前記可変チャンバーは、血流方向に沿って流路の断面積が変化する請求項１または２に記載の血液供給装置。
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