WO2012133372A1 - 人工肺 - Google Patents

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WO2012133372A1
WO2012133372A1 PCT/JP2012/057868 JP2012057868W WO2012133372A1 WO 2012133372 A1 WO2012133372 A1 WO 2012133372A1 JP 2012057868 W JP2012057868 W JP 2012057868W WO 2012133372 A1 WO2012133372 A1 WO 2012133372A1
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hollow fiber
blood
fiber membrane
gas
artificial lung
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PCT/JP2012/057868
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Inventor
竹内　和彦
Original Assignee
テルモ株式会社
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    • 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
    • A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
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    • 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
    • A61M1/3623—Means for actively controlling temperature of blood

Definitions

  • the present invention relates to an artificial lung.
  • the oxygenator described in Patent Document 1 includes a housing, a hollow fiber membrane layer having a cylindrical shape as a whole, housed in the housing, a blood inlet and a blood outlet, a gas inlet and a gas outlet. Gas exchange between blood and gas, that is, oxygenation and decarbonation gas is performed through each hollow fiber membrane.
  • An object of the present invention is to provide an artificial lung having good gas exchange performance, a relatively small pressure loss when flowing blood, and a small filling amount of blood.
  • the present invention provides a housing, A hollow fiber membrane layer in which a plurality of hollow fiber membranes housed in the housing and having a gas exchange function are integrated; Using the lumen of each hollow fiber membrane as a gas flow path, a gas inflow part and a gas outflow part provided on the upstream side and the downstream side of the gas flow path, An oxygenator comprising a blood inflow portion and a blood outflow portion provided on the upstream side and the downstream side of the blood channel, respectively, with the outside of each hollow fiber membrane as a blood channel, Each hollow fiber membrane of the hollow fiber membrane layer is fixed to each other at one end and the other end, When the average separation distance between the adjacent hollow fiber membranes in the portion where the hollow fiber membrane layer is fixed is ⁇ [ ⁇ m], and the outer diameter of the hollow fiber membrane is OD [ ⁇ m], An artificial lung characterized by 30 ⁇ ⁇ ⁇ 60 and OD ⁇ 4.5 ⁇ ⁇ .
  • the inner diameter of the hollow fiber membrane is ID [ ⁇ m] It is preferable that 0.55 ⁇ OD ⁇ ID ⁇ 0.8 ⁇ OD.
  • the inner diameter of the hollow fiber membrane is ID [ ⁇ m]
  • the length of the site contributing to gas exchange of the hollow fiber membrane is L [mm] It is preferable that L ⁇ 1.3 ⁇ ID.
  • the filling amount of blood in the housing is preferably 25 to 50 mL / m 2 per unit membrane area.
  • the hollow fiber membrane is preferably made of porous polypropylene or polymethylpentene.
  • the hollow fiber membrane layer preferably has a substantially rectangular parallelepiped shape as a whole.
  • the hollow fiber membrane layer preferably has a substantially cylindrical shape as a whole.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a first embodiment of the oxygenator of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the oxygenator part in the oxygenator shown in FIG. 4 is an enlarged cross-sectional view of the lower right portion (hollow fiber membrane layer and filter member) in FIG.
  • FIG. 5 is a perspective view schematically showing a hollow fiber membrane layer and a partition wall in the oxygenator shown in FIG.
  • FIG. 6 is a perspective view showing a hollow fiber membrane in the oxygenator shown in FIG.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view taken along the line CC in FIG.
  • FIG. 10 is a view seen from the arrow D side in FIG. 11 is a cross-sectional view taken along line EE in FIG. 12 is a cross-sectional view taken along line FF in FIG.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a first embodiment of the oxygenator of the present invention
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. 1
  • FIG. 3 is a cross section of the oxygenator in the oxygenator shown in FIG.
  • FIG. 4 is an enlarged cross-sectional view of the lower right portion (hollow fiber membrane layer and filter member) in FIG. 2
  • FIG. 5 schematically shows the hollow fiber membrane layer and partition walls in the artificial lung shown in FIG.
  • FIG. 6 is a perspective view showing a hollow fiber membrane in the oxygenator shown in FIG.
  • the upper side is “upper” or “upper”
  • the lower side is “lower” or “lower”
  • the left side is “blood inflow side” or “upstream side”
  • the right side is “blood outflow side”. Or, it will be described as “downstream”.
  • the number of hollow fiber membranes in FIG. 5 is different from the actual one.
  • the artificial lung 1 of the embodiment shown in FIGS. 1 to 6 includes a heat exchanger including an artificial lung portion 1A that performs gas exchange with blood and a heat exchange portion (heat exchanger) 1B that performs heat exchange with blood.
  • An artificial lung for example, installed in a blood extracorporeal circuit.
  • the artificial lung 1 has a housing 2 on the artificial lung portion 1A side and a heat exchanger housing 5 on the heat exchanger 1B side, which are connected (joined) or integrated. First, the oxygenator 1A will be described.
  • the housing 2 has a rectangular tube shape, that is, a cylindrical housing main body (hereinafter referred to as a “square cylindrical housing main body”) 21 having a quadrangular (rectangular or square) cross section, and an upper end opening of the rectangular cylindrical housing main body 21. It consists of a dish-shaped first header (upper lid) 22 to be sealed and a dish-shaped second header (lower lid) 23 that seals the lower end opening of the rectangular tubular housing body 21. .
  • the rectangular tubular housing body 21, the first header 22 and the second header 23 are, for example, polyolefins such as polyethylene and polypropylene, ester resins (for example, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate), and styrene. Resins (for example, polystyrene, MS resin, MBS resin, ABS resin, BS resin), resin materials such as polycarbonate, various ceramic materials, metal materials, and the like are used.
  • the first header 22 and the second header 23 are fixed to the rectangular tubular housing body 21 by a method such as fusion or bonding with an adhesive.
  • a circular blood outflow port (blood outflow port) 28 is formed so as to protrude from the lower part on the blood outflow side.
  • a tubular gas inflow port 26 protrudes from the upper portion of the first header 22.
  • a tubular gas outflow port 27 is formed to project from the lower portion of the second header 23. The gas inflow port 26 is bent at a substantially right angle in the middle thereof, and the tip portion is directed in a direction parallel to the blood outflow port 28.
  • Such a housing 2 has a substantially rectangular parallelepiped shape as a whole. Due to the shape of the housing 2, the oxygenator 1 of the present invention has the following effects. That is, firstly, since the housing 2 has a rectangular parallelepiped shape, the hollow fiber membrane 31 can be efficiently accommodated therein, and the dead space is small. Therefore, efficient gas exchange can be performed with the small artificial lung 1. It can be carried out. Secondly, when the housing 2 is fixed to a fixing substrate, for example, the outer surface of the housing 2 is a flat surface, so that the fixing can be performed easily and reliably. Thirdly, when the hollow fiber membrane 31 is housed inside the housing 2, the inside of the housing 2 is defined by a flat surface, and therefore the hollow fiber membrane 31 is bent with respect to the hollow fiber membrane 31. The load is prevented.
  • the entire shape of the housing 2 is not necessarily a complete rectangular parallelepiped shape.
  • all or part of the corners may be chamfered or rounded.
  • a shape in which a portion is missing, a shape to which a deformed portion is added, or the like may be used.
  • the hollow fiber membrane layer 3 and the filter member 41 are arranged in the order of the hollow fiber membrane layer 3 and the filter member 41 from the blood inflow side.
  • each hollow fiber membrane 31 is arranged such that its longitudinal direction is the vertical direction (vertical direction).
  • positioning direction, etc. of the hollow fiber membrane 31 in the hollow fiber membrane layer 3 are not limited to what was mentioned above,
  • annular form may be sufficient.
  • each hollow fiber membrane 31 that is, the upper end (one end) and the lower end (the other end) are fixed to the inner surface of the rectangular tubular housing body 21 by partition walls 8 and 9, respectively (FIG. 2). reference). Thereby, the both ends of each hollow fiber membrane 31 are in a state of being fixed to each other.
  • the partition walls 8 and 9 are made of, for example, a potting material such as polyurethane or silicone rubber, an adhesive, or the like.
  • both ends of the hollow fiber membrane layer 3 in the width direction are fixed (fixed) to the inner surface of the rectangular tubular housing body 21 by the fixing portions 7 (see FIG. 3).
  • the fixing part 7 is made of the same material (potting material, adhesive, etc.) as the partition walls 8 and 9.
  • a first chamber 221 is defined by the first header 22 and the partition wall 8.
  • the first chamber 221 is a gas inflow chamber into which gas flows.
  • the upper end opening of each hollow fiber membrane 31 is open to and communicates with the first chamber 221.
  • the second chamber 231 is defined by the second header 23 and the partition wall 9.
  • the second chamber 231 is a gas outflow chamber from which gas flows out.
  • the lower end opening of each hollow fiber membrane 31 opens to and communicates with the second chamber 231 (see FIG. 4).
  • each hollow fiber membrane 31 constitutes a gas flow path 32 through which gas flows.
  • the gas inflow port 26 and the first chamber 221 constitute a gas inflow portion located on the upstream side of the gas flow path 32, and the gas outflow port 27 and the second chamber 231 are located on the downstream side of the gas flow path 32.
  • a gas outflow part is configured.
  • the hollow fiber membrane layer 3 is filled in the rectangular tube-shaped housing main body 21 with almost no gap, so that the hollow fiber membrane layer 3 has a substantially rectangular parallelepiped shape as a whole. Thereby, the high filling efficiency of the hollow fiber membrane 31 is obtained with respect to the rectangular tubular housing body 21 having the same shape (less dead space), which contributes to the miniaturization and high performance of the artificial lung portion 1A.
  • Each hollow fiber membrane 31 between the partition wall 8 and the partition wall 9 in the housing 2 is exposed, and blood is exposed to the outside of each hollow fiber membrane 31, that is, in the gap between the hollow fiber membranes 31 in FIG. 3 is formed with a blood channel 33 that flows from the left side toward the right side.
  • the upstream side of the blood flow path 33 (the upstream side of the hollow fiber membrane layer 3), that is, the connecting portion between the rectangular tubular housing body 21 and the heat exchanger housing 5, as the blood inflow portion, A band-like or slit-like blood inflow side opening (blood inflow side space) 24 extending in a direction substantially parallel to the arrangement direction of the thread film 31 is formed.
  • the interior of the housing 2 communicates with the interior of the heat exchanger housing 5 through the blood inflow side opening 24.
  • the length (vertical length) of the blood inflow side opening 24 substantially equal to the effective length of each hollow fiber membrane 31 (the length from the lower surface of the partition wall 8 to the upper surface of the partition wall 9) (see FIG. 2)? Or slightly shorter (70% or more of the effective length) is preferable.
  • the blood can be efficiently transferred from the heat exchange part 1B to the artificial lung part 1A, and the gas exchange for the blood can be efficiently performed in the blood channel 33.
  • the direction of blood flow is a direction substantially orthogonal to the longitudinal direction of each hollow fiber membrane 31.
  • a gap is formed between the filter member 41 and the inner surface of the rectangular tubular housing body 21, and this gap is the blood outflow.
  • a side opening (blood outflow side space) 25 is formed.
  • the blood outflow side opening 25 and the blood outflow port 28 communicating with the blood outflow side opening 25 constitute a blood outflow part. Since the blood outflow part has the blood outflow side opening 25, a space for the blood that has passed through the filter member 41 to flow toward the blood outflow port 28 is secured, and the blood can be smoothly discharged.
  • the hollow fiber membrane layer 3, the filter member 41, and the blood flow path 33 are present between the blood inflow side opening 24 and the blood outflow side opening 25.
  • the hollow fiber membrane 31 and the hollow fiber membrane layer 3 will be described.
  • a porous gas exchange membrane is used as the hollow fiber membrane 31, for example.
  • the porous hollow fiber membrane has a thickness of about 5 to 200 ⁇ m, preferably about 10 to 100 ⁇ m, a porosity of about 20 to 80%, preferably about 30 to 60%, and a pore diameter of 0.001 to 5 ⁇ m.
  • a film having a thickness of about 0.002 to 1 ⁇ m can be used.
  • a hydrophobic polymer material such as polypropylene, polyethylene, polysulfone, polyacrylonitrile, polytetrafluoroethylene, polymethylpentene, or the like is used.
  • polyolefin resins more preferred are polypropylene or polymethylpentene, and more preferred are those in which micropores are formed in the wall by a stretching method or a solid-liquid phase separation method. That is, porous polypropylene or polymethylpentene is more preferable.
  • the average separation distance between the adjacent hollow fiber membranes 31 at both ends of the hollow fiber membrane layer 3, that is, at the portions fixed by the partition walls 8 and 9 of the hollow fiber membrane layer 3 is set.
  • ⁇ [ ⁇ m] the outer diameter of the hollow fiber membrane 31 is OD [ ⁇ m]
  • the inner diameter of the hollow fiber membrane 31 is ID [ ⁇ m]
  • the length (effective length) of the part contributing to gas exchange of 31 is L [ ⁇ m]
  • the hollow fiber membrane layer 3 is configured to satisfy the following conditions.
  • the length of the part contributing to gas exchange of the hollow fiber membrane 31 is also simply referred to as “effective length”.
  • the length of the hollow fiber membrane 31 is a length measured along the hollow fiber membrane 31.
  • the length of the hollow fiber membrane 31 is along the spiral. It is the length when measured.
  • the average separation distance ⁇ is a separation distance in one direction, in the left-right direction in the configuration shown in FIGS. That is, the hollow fiber membranes 31 arranged in the vertical direction in FIG. 5 are in contact with each other, and the data is not used for calculating the average separation distance ⁇ .
  • the average separation distance ⁇ [ ⁇ m] and the outer diameter OD [ ⁇ m] of the hollow fiber membrane 31 are set so as to satisfy the following conditions, respectively.
  • the filling amount of the blood in the artificial lung 1A can be reduced without reducing the gas exchange performance and without increasing the pressure loss when flowing blood. Therefore, the blood filling amount of the artificial lung 1 can be reduced.
  • the blood filling amount increases.
  • the separation distance between the hollow fiber membranes 31 in the portion contributing to gas exchange of the hollow fiber membrane 31 corresponds to the separation distance between the hollow fiber membranes 31 at both ends of the hollow fiber membrane 31.
  • the average separation distance ⁇ is defined at both ends of the hollow fiber membrane 31.
  • the average separation distance at the upper end portion of the hollow fiber membrane 31 and the average separation distance at the lower end portion are equal. Thereby, blood can be flowed efficiently.
  • the average separation distance ⁇ [ ⁇ m] is preferably 30 ⁇ ⁇ ⁇ 60, and more preferably 35 ⁇ ⁇ ⁇ 55.
  • the outer diameter OD [ ⁇ m] of the hollow fiber membrane 31 is preferably 100 ⁇ OD ⁇ 4.5 ⁇ ⁇ , more preferably 100 ⁇ OD ⁇ 270, and 120 ⁇ OD ⁇ 220. More preferably.
  • the inner diameter ID [ ⁇ m] of the hollow fiber membrane 31 is not particularly limited, but is preferably 0.55 ⁇ OD ⁇ ID ⁇ 0.8 ⁇ OD, and more preferably 60 ⁇ ID ⁇ 160. .
  • the pressure loss when the gas flows through the inner cavity of the hollow fiber membrane 31 can be made relatively small while maintaining the strength of the hollow fiber membrane 31. That is, when the inner diameter ID of the hollow fiber membrane 31 is larger than the upper limit value, the thickness of the hollow fiber membrane 31 becomes thin, and the strength decreases depending on other conditions. Further, when the inner diameter ID is smaller than the lower limit value, depending on other conditions, the pressure loss when the gas flows through the lumen of the hollow fiber membrane 31 becomes large.
  • the effective length L [mm] of the hollow fiber membrane 31 is not particularly limited, but is preferably L ⁇ 1.3 ⁇ ID, more preferably 50 ⁇ L ⁇ 1.3 ⁇ ID, More preferably, 50 ⁇ L ⁇ 200.
  • the pressure loss when the gas flows through the lumen of the hollow fiber membrane 31 can be made relatively small. That is, when the effective length L of the hollow fiber membrane 31 is larger than the upper limit value, depending on other conditions, pressure loss when gas flows into the lumen of the hollow fiber membrane 31 increases.
  • the thickness of the hollow fiber membrane layer 3 (the length in the lateral direction in FIG. 2) is not particularly limited, but is preferably about 10 to 100 mm, and more preferably about 20 to 80 mm.
  • the width of the hollow fiber membrane layer 3 (length in the longitudinal direction in FIG. 3) is not particularly limited, but is preferably about 10 to 100 mm, and more preferably about 20 to 80 mm.
  • the method for producing such a hollow fiber membrane 31 is not particularly limited, but, for example, by appropriately adjusting conditions such as spinning speed, resin discharge amount, etc. using a stretching method or a solid-liquid phase separation method, A hollow fiber membrane 31 having a predetermined outer diameter and inner diameter can be manufactured.
  • the method for forming the hollow fiber membrane layers 3 by arranging the hollow fiber membranes 31 at a predetermined separation distance is not particularly limited.
  • a system including a rotating device that rotates a cylindrical core around which the yarn film 31 is wound and a winder device is used. At least one of the rotating device and the winder device moves in the axial direction of the core. Further, the separation distance between adjacent hollow fiber membranes 31 in the system is set to the average separation distance ⁇ . And while moving a rotation apparatus and a winder apparatus relatively to the axial direction of a core, the hollow fiber membrane 31 is sent out from a winder apparatus, and a core is rotated with a rotation apparatus. Thereby, each hollow fiber membrane 31 is spirally wound around the core with an average separation distance ⁇ .
  • the hollow fiber membranes 31 may be wound one by one, or a plurality of hollow fiber membranes 31 may be wound at the same time.
  • shaft of the hollow fiber membrane 31 may face the up-down direction, respectively with respect to the up-down direction at the upper end part and lower end part, respectively. It may be inclined.
  • the filling amount of blood in the housing 2, that is, the oxygenator 1A is about 25 to 50 mL / m 2 per unit membrane area of the oxygenator 1, for example. In particular, it can be about 30 to 45 mL / m 2 .
  • the blood filling amount of the artificial lung 1 depends on the blood filling amount in the heat exchanging portion 1B, it can be, for example, about 30 to 90 mL / m 2 , and particularly 35 to 85 mL / m 2. Can be about.
  • the bubble removing means 4 having a function of removing bubbles from the blood while capturing the bubbles in the blood is installed on the downstream side (blood outflow portion side) of the hollow fiber membrane layer 3. As shown in FIGS. 2 to 4, the bubble removing means 4 has a filter member 41.
  • the filter member 41 has a function of capturing bubbles present in the blood flowing through the blood flow path 33.
  • the filter member 41 is configured by a flat sheet-like member (hereinafter, also simply referred to as “sheet”) having a substantially rectangular shape, and its edges (four sides) are fixed by the partition walls 8 and 9 and the fixing portions 7. Thus, the housing 2 is fixed.
  • sheet a flat sheet-like member
  • planar shape of the filter member 41 is rectangular (or square) in the illustrated embodiment, but the planar shape of the filter member 41 is not limited to this, for example, a trapezoid, a parallelogram, an ellipse, The shape is not particularly limited, such as an oval shape.
  • the filter member 41 is formed of a flat sheet.
  • the filter member 41 is not limited to this, and is not flat.
  • the filter member 41 has a curved shape in whole or in part, a wavy shape, and a bellows shape. It may be a modified one.
  • Such a filter member 41 is provided such that one surface thereof is in contact with the surface on the downstream side (blood outflow portion side) of the hollow fiber membrane layer 3 and covers almost the entire surface.
  • the effective area of the filter member 41 can be increased, and the ability to capture air bubbles can be sufficiently exhibited. Further, the increase in the effective area of the filter member 41 prevents the blood flow as a whole from being obstructed even if a part of the filter member 41 is clogged (for example, adhesion of blood clots or the like). (Suppressed).
  • a gap, that is, a blood outflow side opening 25 is formed between the filter member 41 and the housing 2 (see FIGS. 2 to 4).
  • the filter member 41 is suppressed from coming into contact with (in close contact with) the inner surface of the housing 2, and the blood that has passed through the filter member 41 easily flows down in the blood outflow side opening 25, toward the blood outflow port 28. It can flow smoothly.
  • the oxygenator 1 having the filter member 41 arranged in this way is used in the posture shown in FIG.
  • the blood outflow port 28 is provided at a position vertically below when the artificial lung 1 is used. That is, the lumen of the blood outflow port 28 communicates with the lower part of the blood outflow side opening 25, and the blood that passes through the filter member 41 and enters the blood outflow side opening 25 is contained in the blood outflow side opening 25. Flows downward and flows out of the housing 2 through the blood outflow port 28.
  • the filter member 41 can capture the bubbles even if there are bubbles in the blood flowing through the blood flow path 33. Further, the air bubbles captured by the filter member 41 are pushed into the hollow fiber membranes 31 in the vicinity of the filter member 41 by the blood flow, and are removed from the blood flow path 33 as a result.
  • Examples of the form of the filter member 41 include a mesh-like (net-like), a woven fabric, a non-woven fabric, or a combination of these.
  • a mesh-like (net-like) is preferable, In particular, a screen filter is preferable.
  • the mesh opening is not particularly limited, but is usually preferably 80 ⁇ m or less, more preferably about 15 to 60 ⁇ m, and more preferably 20 to 45 ⁇ m. Is more preferable. As a result, relatively fine bubbles can be captured without increasing the blood passage resistance, and the bubble capturing efficiency (removability) is high.
  • the constituent material of the filter member 41 examples include polyolefins such as polyamide, polyethylene, and polypropylene, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate, nylon, cellulose, polyurethane, and aramid fibers.
  • polyolefins such as polyamide, polyethylene, and polypropylene
  • polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate
  • nylon cellulose
  • polyurethane polyurethane
  • aramid fibers aramid fibers.
  • polyethylene terephthalate, polyethylene, or polyurethane as a constituent material of each filter member because it is excellent in antithrombogenicity and hardly clogs.
  • the filter member 41 preferably has hydrophilicity. That is, it is preferable that the filter member 41 is made of a material having hydrophilicity or is subjected to hydrophilic treatment (for example, plasma treatment, coating, etc.). This not only facilitates the removal of air bubbles during priming of the artificial lung 1, but also makes it difficult for the air bubbles to pass when blood mixed with air bubbles passes through. It is possible to further improve and prevent the outflow of bubbles from the blood outflow port 28 more reliably.
  • hydrophilic treatment for example, plasma treatment, coating, etc.
  • Such a filter member 41 may be a single sheet (particularly a mesh like a screen filter), or two or more of them may be used. When two or more sheets are used in an overlapping manner, it is preferable to use a combination of sheets that differ in at least one of conditions such as form, constituent material, mesh opening, flat / non-flat, and planar shape. This is because it is advantageous to give the filter member 41 various functions (composite) and to further improve the bubble removing ability.
  • the filter member 41 when two meshes having different openings are used as the filter member 41 (a mesh having a large opening is disposed on the upstream side), relatively large bubbles are first captured by the mesh having a large opening, Fine bubbles that have passed through the mesh can be captured with a mesh having a small mesh opening, and the ability to remove bubbles can be improved without increasing the passage resistance of blood.
  • the heat exchanger 1 ⁇ / b> B has a heat exchanger housing 5.
  • the heat exchanger housing 5 has a substantially cylindrical shape, and its upper end and lower end are closed.
  • a blood chamber 50 is formed in the heat exchanger housing 5.
  • a tubular heat medium inflow port 52 and a heat medium outflow port 53 project from the lower end (lower surface) of the heat exchanger housing 5.
  • a tubular blood inlet port 51 protrudes from the lower portion of the heat exchanger housing 5 on the left side in FIG. The lumen of the blood inflow port 51 communicates with the blood chamber 50.
  • a heat exchange body 54 Inside the heat exchanger housing 5, a heat exchange body 54 whose overall shape is cylindrical, and a cylindrical heat medium chamber forming member (cylindrical wall) 55 disposed along the inner periphery of the heat exchange body 54, A partition wall 56 that divides the inner space of the heat medium chamber forming member 55 into an inflow side heat medium chamber 57 and an outflow side heat medium chamber 58 is provided.
  • the heat medium chamber forming member 55 has a function of forming a heat medium chamber in which the heat medium is temporarily stored inside the heat exchanger 54 and a function of regulating deformation of the cylindrical heat exchanger. .
  • the heat medium chamber forming member 55 and the partition wall 56 are fixed to the heat exchanger housing 5 by a method such as fusion or bonding with an adhesive.
  • the heat medium chamber forming member 55 and the partition wall 56 may be separate members or integrally formed.
  • the heat medium chamber forming member 55 is formed with strip-shaped openings 59a and 59b extending in the vertical direction penetrating the wall portion.
  • the opening 59a and the opening 59b are disposed at positions facing each other through the partition wall 56 (see FIG. 3).
  • the opening 59 a communicates with the inflow side heat medium chamber 57
  • the opening 59 b communicates with the outflow side heat medium chamber 58.
  • the heat exchanger 54 a so-called bellows type heat exchanger (bellows tube) as shown in FIG. 2 can be used.
  • the bellows-type heat exchange element 54 includes a bellows forming portion having a large number of hollow annular protrusions formed substantially parallel to the side surface of the central portion in the axial direction, and is formed at both ends (upper and lower ends) of the bellows type heat exchanger 54.
  • the heat exchanger 54 is made of a metal material such as stainless steel or aluminum, or a resin material such as polyethylene or polycarbonate.
  • a metal material such as stainless steel or aluminum is preferable in terms of strength and heat exchange efficiency.
  • the heat exchanger 54 is made of a metal bellows tube having a wave shape in which a large number of irregularities substantially orthogonal to the axial direction (center axis) of the heat exchanger 54 are repeated.
  • Examples of the constituent material of the heat exchanger housing 5, the heat medium chamber forming member 55, and the partition wall 56 include polyolefins such as polyethylene and polypropylene, ester resins (for example, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate), and styrene.
  • Examples thereof include resin materials (for example, polystyrene, MS resin, MBS resin, ABS resin, BS resin), resin materials such as polycarbonate, various ceramic materials, and metal materials.
  • the heat medium flowing in from the heat medium inflow port 52 first enters the inflow side heat medium chamber 57, flows into the outer peripheral side of the heat medium chamber forming member 55 through the opening 59 a, and almost the entire outer periphery of the heat medium chamber forming member 55. It spreads around the circumference and enters a large number of concave portions (inside the hollow annular projection) of the bellows of the heat exchanger 54. As a result, the heat exchanger 54 in contact with the heat medium is heated or cooled. Then, heat exchange (heating or cooling) is performed with the blood flowing on the outer peripheral side of the heat exchanger 54.
  • the heat medium used for heating or cooling the heat exchanger 54 enters the outflow side heat medium chamber 58 through the opening 59 b and is discharged from the heat medium outflow port 53.
  • the heat exchange unit 1B may be provided on the downstream side of the artificial lung unit 1A. Further. In the present invention, the heat exchange unit 1B may not exist.
  • blood flowing from the blood inflow port 51 flows between the blood chamber 50, that is, between the inner peripheral surface of the heat exchanger housing 5 and the heat exchanger 54.
  • Heat exchange heat exchange (heating or cooling) is performed in contact with the outer surface of the protrusion.
  • the blood thus heat-exchanged gathers on the downstream side of the blood chamber 50 and flows into the housing 2 of the artificial lung portion 1A through the blood inflow side opening 24.
  • the gas (gas containing oxygen) supplied from the gas inflow port 26 is distributed from the first chamber 221 to the gas flow path 32 that is the lumen of each hollow fiber membrane 31, and flows through the gas flow path 32. After that, it is collected in the second chamber 231 and discharged from the gas outflow port 27.
  • the blood flowing through the blood flow path 33 contacts the surface of each hollow fiber membrane 31, and gas exchange (oxygenation, decarbonation gas) is performed with the gas flowing through the gas flow path 32.
  • the blood from which gas has been exchanged and bubbles have been removed as described above flows out from the blood outflow port 28.
  • the blood flow of the surface in contact with blood (for example, the inner surface of the housing 2, the inner surface of the heat exchanger housing 5, the surface of the heat medium chamber forming member 55, the fixing portion 7, the partition walls 8, 9).
  • the surface facing the path 33 is preferably an antithrombotic surface.
  • the antithrombogenic surface can be formed by coating the surface with an antithrombogenic material and further fixing. Examples of the antithrombotic material include heparin, urokinase, HEMA-St-HEMA copolymer, and poly-HEMA.
  • the flow rate of blood flowing from the blood inflow port 51 is not particularly limited because it varies depending on the patient's physique and surgical method (surgical method).
  • About 2.0 L / min is preferable, about 2.0 to 5.0 L / min is preferable for middle-aged people, and about 3.0 to 7.0 L / min is preferable for adults.
  • the flow rate of the gas supplied from the gas inflow port 26 is not particularly limited because it varies depending on the patient's physique and technique, but generally 0.05 to 4.0 L / in for infants to children.
  • about 1.0 to 10.0 L / min is preferable for middle-aged persons, and about 1.5 to 14.0 L / min is preferable for adults.
  • the oxygen concentration in the gas supplied from the gas inflow port 26 varies depending on the metabolic amount of oxygen / carbon dioxide gas of the patient during the operation, and is not particularly limited, but can be 40 to 100%.
  • the maximum continuous operation time of the oxygenator 1 is not particularly limited because it varies depending on the patient's condition and operation method, but it can generally be about 2 to 6 hours. In addition, the maximum continuous operation time of the oxygenator 1 may rarely be as long as about 10 hours.
  • FIG. 7 is a plan view showing a second embodiment of the oxygenator of the present invention
  • FIG. 8 is a diagram of the oxygenator shown in FIG. 7 as viewed from the arrow B side
  • FIG. 9 is a CC line in FIG. 10 is a cross-sectional view taken along arrow D in FIG. 8
  • FIG. 11 is a cross-sectional view taken along line EE in FIG. 7
  • 7 to 12 the inside of the artificial lung will be described as “blood inflow side” or “upstream side”, and the outside will be described as “blood outflow side” or “downstream side”.
  • the artificial lung 10 of the illustrated embodiment shown in FIGS. 7 to 12 has a substantially cylindrical shape as a whole (outer shape).
  • the artificial lung 10 is provided on the inner side, provided on the outer peripheral side of the heat exchanging part (heat exchanger) 10B having substantially the same configuration as the heat exchanging part 1B of the first embodiment, and the blood exchanging part 10B.
  • This is an oxygenator with a heat exchanger and an oxygenator 10A that performs gas exchange.
  • the oxygenator 1 has a housing 2A, and an oxygenator 10A and a heat exchanger 10B are accommodated in the housing 2A. Moreover, the heat exchange part 10B is further accommodated in the heat exchanger housing 5A in the housing 2A. With this heat exchanger housing 5A, both end portions of the heat exchanging portion 10B are fixed to the housing 2A, respectively.
  • the housing 2A includes a cylindrical housing body (hereinafter referred to as “cylindrical housing body”) 21A, a dish-shaped first header (upper lid body) 22A for sealing the left end opening of the cylindrical housing body 21A, A dish-shaped second header (lower lid) 23A for sealing the right end opening of the cylindrical housing main body 21A is formed.
  • cylindrical housing body hereinafter referred to as “cylindrical housing body”
  • first header upper lid body
  • second header lower lid
  • the cylindrical housing main body 21A, the first header 22A, and the second header 23A are, for example, polyolefins such as polyethylene and polypropylene, ester resins (for example, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate), and styrene resins.
  • ester resins for example, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate
  • styrene resins for example, polystyrene, MS resin, MBS resin, ABS resin, BS resin
  • resin materials such as polycarbonate, various ceramic materials, metal materials, and the like.
  • the first header 22A and the second header 23A are fixed to the cylindrical housing body 21A by a method such as fusion or bonding with an adhesive.
  • a tubular blood outlet port 28 is formed on the outer peripheral portion of the cylindrical housing body 21A.
  • the blood outflow port 28 protrudes in a substantially tangential direction of the outer peripheral surface of the cylindrical housing body 21A (see FIG. 11).
  • a tubular blood inflow port 201 and a gas outflow port 27 are formed to protrude from the first header 22A.
  • the blood inflow port 201 is formed on the end face of the first header 22A so that the central axis thereof is eccentric with respect to the center of the first header 22A.
  • the gas outflow port 27 is formed on the outer periphery of the first header 22A so that the central axis thereof intersects the center of the first header 22A (see FIG. 8).
  • a tubular gas inflow port 26, a heat medium inflow port 202, and a heat medium outflow port 203 are formed on the second header 23A so as to protrude.
  • the gas inflow port 26 is formed at the edge of the end face of the second header 23A.
  • the heat medium inflow port 202 and the heat medium outflow port 203 are each formed at substantially the center of the end face of the second header 23A.
  • the center lines of the heat medium inflow port 202 and the heat medium outflow port 203 are slightly inclined with respect to the center line of the second header 23A.
  • the entire shape of the housing 2A does not necessarily have a complete columnar shape, and may be, for example, a partially missing shape or a shape with a deformed portion added.
  • a cylindrical artificial lung portion 10A is housed inside the housing 2A along the inner peripheral surface thereof.
  • the artificial lung portion 10A includes a cylindrical hollow fiber membrane layer 3A and a filter member 41A as bubble removing means 4A provided on the outer peripheral side (blood outflow portion side) of the hollow fiber membrane layer 3A.
  • the hollow fiber membrane layer 3A and the filter member 41A are arranged in the order of the hollow fiber membrane layer 3A and the filter member 41A from the blood inflow side.
  • the hollow fiber membrane layer 3A is obtained by integrating a number of hollow fiber membranes 31 having a gas exchange function. Most of the hollow fiber membranes 31 constituting the hollow fiber membrane layer 3A are arranged substantially parallel to the central axis of the housing 2A.
  • each hollow fiber membrane 31 in the hollow fiber membrane layer 3A is in a direction perpendicular to the central axis of the housing 2A.
  • Arranged configuration a configuration having a portion (intersection) where the hollow fiber membranes 31 obliquely intersect each other, a configuration in which all or part of the hollow fiber membranes 31 are curved, and all or part of the hollow fiber membranes
  • annular form may be sufficient.
  • each hollow fiber membrane 31 that is, the left end portion (one end portion) and the right end portion (the other end portion) are fixed to the inner surface of the cylindrical housing body 21A by the partition walls 8 and 9, respectively. Has been. Thereby, the both ends of each hollow fiber membrane 31 are in a state of being fixed to each other.
  • the hollow fiber membrane layer 3A is filled between the cylindrical housing main body 21A and the heat exchanging portion 10B with almost no gap, so that the hollow fiber membrane layer 3A has a substantially cylindrical shape as a whole. There is no. Thereby, the high filling efficiency of the hollow fiber membrane 31 is obtained with respect to the cylindrical housing body 21A having the same shape (the dead space is small), which contributes to the miniaturization and high performance of the oxygenator 10A.
  • the inner diameter ID [ ⁇ m] and the effective length L [mm] of the hollow fiber membrane 31 are the same as those in the first embodiment.
  • the thickness of the hollow fiber membrane layer 3A (the length in the radial direction in FIG. 11) is not particularly limited, but is preferably about 2 to 100 mm, and more preferably about 3 to 30 mm.
  • Each hollow fiber membrane 31 between the partition wall 8 and the partition wall 9 in the housing 2A is exposed, and blood is placed on the outside of each hollow fiber membrane 31, that is, in the gap between the hollow fiber membranes 31 in FIG.
  • a blood flow path 33 that flows from the bottom to the bottom is formed.
  • the blood inflow part of the blood flowing in from the blood inflow port 201 is located upstream of the blood flow path 33 (on the upstream side of the hollow fiber membrane layer 3A), that is, between the artificial lung part 10A and the heat exchange part 10B. As shown, a cylindrical blood inflow side opening (blood inflow side space) 24A is formed (see FIGS. 9 and 11).
  • the blood that has flowed into the blood inflow side opening 24A flows along the circumferential direction and the longitudinal direction of the blood inflow side opening 24A, and thus reaches the entire blood inflow side opening 24A. Thereby, the blood can be efficiently transferred from the heat exchange unit 10B to the oxygenator 10A.
  • a cylindrical gap is formed between the outer peripheral surface of the filter member 41A described later and the inner peripheral surface of the cylindrical housing body 21A.
  • the gap is formed to form a blood outflow side opening (blood outflow side space) 25A.
  • the blood outflow portion is configured by the blood outflow side opening 25A and the blood outflow port 28 communicating with the blood outflow side opening 25A. Since the blood outflow part has the blood outflow side opening 25A, a space through which the blood that has passed through the filter member 41A flows toward the blood outflow port 28 is secured, and the blood can be smoothly discharged.
  • the hollow fiber membrane layer 3A, the filter member 41A, and the blood channel 33 are present between the blood inflow side opening 24A and the blood outflow side opening 25A.
  • the bubble removing means 4A having a function of removing bubbles from the blood while capturing the bubbles in the blood is installed on the downstream side (blood outflow portion side) of the hollow fiber membrane layer 3A.
  • This bubble removing means 4A has a filter member 41A.
  • the filter member 41 ⁇ / b> A has a function of capturing bubbles present in the blood flowing through the blood flow path 33.
  • the filter member 41A is composed of a substantially rectangular sheet-like member (hereinafter also simply referred to as “sheet”), and is formed by winding the sheet into a cylindrical shape.
  • the filter member 41A is fixed to the housing 2A by fixing both end portions thereof with partition walls 8 and 9, respectively (see FIG. 9).
  • the inner peripheral surface of the filter member 41A is provided in contact with the downstream surface (blood outflow portion side) of the hollow fiber membrane layer 3A and covers almost the entire surface.
  • the filter member 41A has a substantially constant outer diameter.
  • the filter member 41A is not limited thereto.
  • the filter member 41A has a part in which a part of the outer diameter is enlarged or reduced. May be.
  • the oxygenator 10 having such a filter member 41A is used in the posture shown in FIGS.
  • the blood outflow port 28 is located vertically below when the oxygenator 10 is used. That is, the lumen of the blood outflow port 28 communicates with the lower part of the blood outflow side opening 25A, and the blood that passes through the filter member 41A and enters the blood outflow side opening 25A is contained in the blood outflow side opening 25A. Flows down toward the blood outflow port 28 and out of the housing 2 through the blood outflow port 28.
  • the filter member 41 ⁇ / b> A can capture the bubbles even if there are bubbles in the blood flowing through the blood flow path 33. Further, the air bubbles captured by the filter member 41A are pushed into the hollow fiber membranes 31 in the vicinity of the filter member 41A by the blood flow and are removed from the blood flow path 33 as a result.
  • a first chamber 221a is defined by the first header 22A, the partition wall 8, the heat exchanger housing 5A of the heat exchanging section 10B, and the heat medium chamber forming member 55.
  • the first chamber 221a is a gas outflow chamber from which gas flows out.
  • the left end opening of each hollow fiber membrane 31 is open to and communicates with the first chamber 221a.
  • the second chamber 231a is defined by the second header 23A, the partition wall 9, the heat exchanger housing 5A of the heat exchange unit 10B, and the heat medium chamber forming member 55.
  • the second chamber 231a is a gas inflow chamber into which gas flows.
  • the right end opening of each hollow fiber membrane 31 is open to and communicated with the second chamber 231a.
  • each hollow fiber membrane 31 constitutes a gas flow path 32 through which gas flows.
  • the gas inflow port 26 and the second chamber 231a constitute a gas inflow portion located on the upstream side of the gas flow path 32, and the gas outflow port 27 and the first chamber 221a are located on the downstream side of the gas flow path 32.
  • a gas outflow part is configured.
  • the heat exchange unit 10B is installed inside the artificial lung unit 10A. Since this heat exchanging part 10B has substantially the same configuration as the heat exchanging part 1B, its description is omitted.
  • the heat exchanging part 10B is installed inside the artificial lung part 10A as described above, the following effects are produced. That is, first, the oxygenator 10A and the heat exchanger 10B can be efficiently stored in one housing 2A, and the dead space is small. Therefore, efficient gas exchange is performed with the small oxygenator 10. be able to. Second, the oxygenator 10A and the heat exchanger 10B are in a state closer to that of the first embodiment, and the blood exchanged by the heat exchanger 10B can quickly flow into the oxygenator 10A. Therefore, the filling amount of blood in the blood inflow side opening 24A (blood channel 33) connecting the heat exchange part 10B and the artificial lung part 10A can be minimized. Thirdly, the blood heat-exchanged by the heat exchange unit 10B can quickly flow into the oxygenator 10A without being dissipated or absorbed.
  • the blood flow in the oxygenator 10 of this embodiment will be described.
  • the blood flowing in from the blood inflow port 201 flows between the blood chamber 50, that is, between the inner peripheral surface of the heat exchanger housing 5 ⁇ / b> A and the heat exchanger 54.
  • Heat exchange heat exchange (heating or cooling) is performed in contact with the outer surface of the protrusion.
  • the blood thus heat-exchanged sequentially passes through the opening 59c formed in the upper part of the heat exchanger housing 5A and the blood inflow side opening 24A and flows into the housing 2A of the oxygenator 10A.
  • Blood that has passed through the blood inflow side opening 24A flows in the blood flow path 33 in the downstream direction.
  • the gas (gas containing oxygen) supplied from the gas inflow port 26 is distributed from the second chamber 231a to the gas flow path 32 which is the lumen of each hollow fiber membrane 31, and flows through the gas flow path 32. After that, the gas is accumulated in the first chamber 221 a and discharged from the gas outflow port 27.
  • the blood flowing through the blood flow path 33 contacts the surface of each hollow fiber membrane 31, and gas exchange (oxygenation, decarbonation gas) is performed with the gas flowing through the gas flow path 32.
  • the blood from which gas has been exchanged and bubbles have been removed as described above flows out from the blood outflow port 28.
  • the filling amount of blood in the oxygenator 10A is, for example, about 25 to 50 mL / m 2 per unit membrane area of the oxygenator 10. In particular, it can be about 30 to 45 mL / m 2 .
  • the filling amount of blood in the oxygenator 10 depending on the filling amount of the blood in the heat exchange section 10B, for example, be a 30 ⁇ 90mL / m 2 about, in particular, 35 ⁇ 85mL / m 2 Can be about.
  • the formation position and the protruding direction of the gas inflow port, gas outflow port, blood outflow port, blood inflow port, heat medium inflow port and heat medium outflow port for each housing The configuration shown in FIG. Further, the posture (positional relationship of each part with respect to the vertical direction) when using the artificial lung is not limited to the state shown in the figure.
  • oxygenator of the present invention may be a combination of any two or more configurations (features) of the above embodiments.
  • the oxygenator of the second embodiment is such that blood passes from the inside to the outside, but is not limited to this, and conversely, the blood passes from the outside to the inside. It may be.
  • the filter member is disposed in contact with the inner peripheral portion of the cylindrical hollow fiber membrane layer.
  • Example 1 The oxygenator shown in FIGS. 7 to 12 was manufactured. Polypropylene was used as a constituent material of each hollow fiber membrane of the hollow fiber membrane layer. The dimensions of the hollow fiber membrane are as follows.
  • Example 2 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 3 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 4 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 5 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 1 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 2 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Example 3 Except for changing the dimensions of the hollow fiber membrane as follows, a hollow fiber membrane layer was formed in the same manner as in Example 1 to obtain an artificial lung.
  • Oxygen transfer amount 1.34 ⁇ Hb ⁇ Qb ⁇ 1000 ⁇ (SaO 2 -SvO 2) / 10000 + (PaO 2 -PvO 2) ⁇ Qb ⁇ 1000 ⁇ 0.0031 / 100 ⁇ (1)
  • Hb Hemoglobin concentration
  • Qb Blood flow rate
  • SaO 2 Artificial lung outflow blood oxygen saturation
  • SvO 2 Artificial lung inflow blood oxygen saturation
  • PaO 2 Artificial lung outflow blood oxygen partial pressure
  • PvO 2 Artificial lung inflow blood oxygen partial pressure
  • Hb is 12 ⁇ 1 [g / dL]
  • SvO 2 is 65 ⁇ 5 [%]
  • PvO 2 is 45 ⁇ 5 [mmHg].
  • the oxygen concentration was set to 100 [%]
  • the oxygen flow rate was set to 7 [L / min]
  • the blood temperature was set to 37 ⁇ 1 [° C.]
  • the blood flow rate was set to 7 [L / min].
  • the V / Q ratio (oxygen flow rate / blood flow rate) is 1.
  • Bovine blood adjusted to the following conditions was allowed to flow through the oxygenator, the blood pressure before flowing into the oxygenator and the blood pressure after flowing out from the oxygenator were measured, and the difference, that is, the pressure loss, was determined.
  • the blood temperature was set to 37 ⁇ 1 [° C.], and the blood flow rate was set to 7 [L / min].
  • the hematocrit value was 35 ⁇ 1 [%].
  • the evaluation criteria for this pressure loss are good for clinical use when it is 250 mmHg or less, and poor when it exceeds 250 mmHg.
  • ⁇ Filling amount> The artificial lung was filled with water, the weight of the artificial lung before filling the water and the weight of the artificial lung after filling were measured, and the filling amount was obtained from the difference.
  • the filling amount in the whole artificial lung As the filling amount, the filling amount in the whole artificial lung, the filling amount in the artificial lung portion, and the filling amount per unit membrane area in the artificial lung portion were obtained. Since the filling amount in the entire artificial lung of Comparative Example 1 as a conventional product is 250 mL, the evaluation standard for the filling amount in the entire artificial lung is good when it is less than 250 mL and is poor when it is 250 mL or more. Then, a case where both the pressure loss and the filling amount in the whole artificial lung are good is regarded as “good”, and a case where any one of them is bad is regarded as “bad”.
  • Comparative Example 1 As shown in Table 1, in Comparative Example 1, satisfactory results were obtained with respect to the oxygen transfer amount and the pressure loss, but the filling amount was large. In Comparative Example 2, satisfactory results were obtained for the oxygen transfer amount and the filling amount, but the pressure loss was large. In Comparative Example 3, satisfactory results were obtained for the oxygen transfer amount and the pressure loss, but the filling amount was large.
  • Example 3 the oxygen transfer amount and the pressure loss were made equal to those of Comparative Example 1, while the filling amount in the whole artificial lung was 74% of Comparative Example 1, the filling amount in the artificial lung portion was 54% of Comparative Example 1, The filling amount per unit membrane area in the oxygenator was reduced to 70% of that in Comparative Example 1.
  • the present invention it is possible to provide an artificial lung having a good gas exchange performance, a relatively small pressure loss when flowing blood, and a small amount of blood filling. Therefore, it has industrial applicability.

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Abstract

　人工肺は、ハウジングと、ハウジング内に収納され、ガス交換機能を有する中空糸膜３１が多数本集積された中空糸膜層と、各中空糸膜３１の内腔をガス流路として、ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、各中空糸膜３１の外側を血液流路として、血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部とを備える。中空糸膜層の各中空糸膜３１は、一端部および他端部においてそれぞれ互いに固定されており、中空糸膜層の固定された部位における隣り合う中空糸膜３１同士の平均離間距離をε［μｍ］、中空糸膜３１の外径をＯＤ［μｍ］としたとき、３０≦ε≦６０、ＯＤ≦４．５×εである。

Description

人工肺
　本発明は、人工肺に関するものである。
　従来、人工肺としては、多数本の中空糸膜を積層した中空糸膜層を用いてガス交換を行う構成のものが知られている（例えば、特許文献１参照）。
　特許文献１に記載の人工肺は、ハウジングと、ハウジング内に収納された、全体形状が円筒状の中空糸膜層と、血液流入口および血液流出口と、ガス流入口およびガス流出口とを有し、各中空糸膜を介して血液とガスとの間でガス交換、すなわち酸素加、脱炭酸ガスが行われる。
　ところで、人工肺においては、体外循環血液量を削減するため、血液の充填量の削減が求められている。
　しかしながら、従来の人工肺では、ガス交換性能を低下させず、かつ血液を流すときの圧力損失を増大させることなく、血液の充填量を削減することはできなかった。
特許第４３６６２６８号公報
　本発明の目的は、良好なガス交換性能を有し、血液を流すときの圧力損失が比較的小さく、かつ血液の充填量が少ない人工肺を提供することにある。
　上記目的を達成するために、本発明は、ハウジングと、
　前記ハウジング内に収納され、ガス交換機能を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜層と、
　前記各中空糸膜の内腔をガス流路として、該ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、
　前記各中空糸膜の外側を血液流路として、該血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部とを備える人工肺であって、
　前記中空糸膜層の前記各中空糸膜は、一端部および他端部においてそれぞれ互いに固定されており、
　前記中空糸膜層の固定された部位における隣り合う前記中空糸膜同士の平均離間距離をε［μｍ］、前記中空糸膜の外径をＯＤ［μｍ］としたとき、
　３０≦ε≦６０、ＯＤ≦４．５×εであることを特徴とする人工肺である。
　本発明の人工肺では、前記中空糸膜の内径をＩＤ［μｍ］としたとき、
　０．５５×ＯＤ≦ＩＤ≦０．８×ＯＤであることが好ましい。
　本発明の人工肺では、前記中空糸膜の内径をＩＤ［μｍ］、前記中空糸膜のガス交換に寄与する部位の長さをＬ［ｍｍ］としたとき、
　Ｌ≦１．３×ＩＤであることが好ましい。
　本発明の人工肺では、前記ハウジングにおける血液の充填量は、単位膜面積当り、２５～５０ｍＬ／ｍ２であることが好ましい。
　本発明の人工肺では、前記中空糸膜は、多孔質のポリプロピレンまたはポリメチルペンテンで構成されていることが好ましい。
　本発明の人工肺では、前記中空糸膜層は、全体形状としてほぼ直方体の形状をなしていることが好ましい。
　本発明の人工肺では、前記中空糸膜層は、全体形状としてほぼ円筒状をなしていることが好ましい。
図１は、本発明の人工肺の第１実施形態を示す斜視図である。 図２は、図１中のＡ－Ａ線断面図である。 図３は、図１に示す人工肺における人工肺部の横断面図である。 図４は、図２中の右側下部（中空糸膜層およびフィルタ部材）の拡大断面図である。 図５は、図１に示す人工肺における中空糸膜層および隔壁を摸式的に示す斜視図である。 図６は、図１に示す人工肺における中空糸膜を示す斜視図である。 図７は、本発明の人工肺の第２実施形態を示す平面図である。 図８は、図７に示す人工肺を矢印Ｂ側から見た図である。 図９は、図８中のＣ－Ｃ線断面図である。 図１０は、図８中の矢印Ｄ側から見た図である。 図１１は、図７中のＥ－Ｅ線断面図である。 図１２は、図１１中のＦ－Ｆ線断面図である。
　以下、本発明の人工肺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。
　＜第１実施形態＞
  図１は、本発明の人工肺の第１実施形態を示す斜視図、図２は、図１中のＡ－Ａ線断面図、図３は、図１に示す人工肺における人工肺部の横断面図、図４は、図２中の右側下部（中空糸膜層およびフィルタ部材）の拡大断面図、図５は、図１に示す人工肺における中空糸膜層および隔壁を摸式的に示す斜視図、図６は、図１に示す人工肺における中空糸膜を示す斜視図である。なお、図１および図２中の上側を「上」または「上方」、下側を「下」または「下方」、左側を「血液流入側」または「上流側」、右側を「血液流出側」または「下流側」として説明する。また、図５における中空糸膜の本数は、実際のものとは異なる。
　図１～図６に示す実施形態の人工肺１は、血液に対しガス交換を行う人工肺部１Ａと血液に対し熱交換を行う熱交換部（熱交換器）１Ｂとを備える熱交換器付き人工肺であり、例えば血液体外循環回路中に設置されるものである。
　この人工肺１は、人工肺部１Ａ側のハウジング２と、熱交換器１Ｂ側の熱交換器ハウジング５とを有し、これらは連結（接合）または一体化されている。まず、人工肺部１Ａについて説明する。
　ハウジング２は、角筒状、すなわち横断面が四角形（長方形または正方形）をなす筒状のハウジング本体（以下「角筒状ハウジング本体」と言う）２１と、角筒状ハウジング本体２１の上端開口を封止する皿状の第１のヘッダー（上部蓋体）２２と、角筒状ハウジング本体２１の下端開口を封止する皿状の第２のヘッダー（下部蓋体）２３とで構成されている。
　角筒状ハウジング本体２１、第１のヘッダー２２および第２のヘッダー２３は、それぞれ、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、エステル系樹脂（例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポリエステル）、スチレン系樹脂（例えば、ポリスチレン、ＭＳ樹脂、ＭＢＳ樹脂、ＡＢＳ樹脂、ＢＳ樹脂）、ポリカーボネート等の樹脂材料あるいは種々のセラミックス材料、金属材料等で構成されている。角筒状ハウジング本体２１に対し、第１のヘッダー２２および第２のヘッダー２３は、融着や接着剤による接着等の方法により固着されている。
　角筒状ハウジング本体２１には、その血液流出側の下部に円管状の血液流出ポート（血液流出口）２８が突出形成されている。第１のヘッダー２２の上部には、管状のガス流入ポート２６が突出形成されている。また、第２のヘッダー２３の下部には、管状のガス流出ポート２７が突出形成されている。ガス流入ポート２６は、その途中でほぼ直角に屈曲し、先端部が血液流出ポート２８と平行な方向に向いている。
　このようなハウジング２は、全体形状がほぼ直方体をなしている。このハウジング２の形状に由来して、本発明の人工肺１は、次のような効果を奏する。すなわち、まず第１に、ハウジング２が直方体形状であるため、内部に中空糸膜３１を効率良く収納することができ、デッドスペースが小さく、そのため、小型の人工肺１で効率の良いガス交換を行うことができる。第２に、ハウジング２を例えば固定用基板に固定する場合に、ハウジング２の外面が平面であるため、固定を容易かつ確実に行うことができる。第３に、ハウジング２の内部に中空糸膜３１を収納する際、ハウジング２の内部が平面で画成されているため、中空糸膜３１に対して当該中空糸膜３１を曲げる等のような負荷をかけることが防止される。
　なお、本発明において、ハウジング２の全体形状は、必ずしも完全な直方体形状をなしている必要はなく、例えば全部または一部の角部に面取りや丸み付けがなされているものでもよく、あるいは、一部が欠損している形状、異形部分が付加された形状などでもよい。
　図２～図４に示すように、ハウジング２の内部には、ガス交換機能を有する中空糸膜３１が多数本集積された中空糸膜層３と、中空糸膜層３の血液流出ポート２８（血液流出部）側に設けられた気泡除去手段４としてのフィルタ部材４１が収納されている。中空糸膜層３とフィルタ部材４１とは、血液流入側から、中空糸膜層３、フィルタ部材４１の順に配置されている。
　図４に示すように、中空糸膜層３を構成する中空糸膜３１は、そのほとんどがほぼ平行に配置されている。この場合、各中空糸膜３１は、その長手方向が上下方向（鉛直方向）となるように配置されている。
　なお、中空糸膜層３における中空糸膜３１の配設パターン、配設方向等は、上述したもの限定されず、例えば、各中空糸膜３１が水平な方向に配置された構成、中空糸膜３１同士が斜めに交差する部分（交差部）を有する構成、全部または一部の中空糸膜３１が湾曲して配置された構成、全部または一部の中空糸膜３１が波状、螺旋状、渦巻き状または環状に配置された構成等であってもよい。
　各中空糸膜３１の両端部、すなわち上端部（一端部）および下端部（他端部）は、それぞれ、隔壁８および９により角筒状ハウジング本体２１の内面に対し固定されている（図２参照）。これにより、各中空糸膜３１の両端部は、それぞれ、互いに固定された状態になっている。隔壁８、９は、例えば、ポリウレタン、シリコーンゴム等のポッティング材や接着剤等により構成されている。
　また、中空糸膜層３は、その幅方向の両端部がそれぞれ固着部７により、角筒状ハウジング本体２１の内面に対し固定（固着）されている（図３参照）。固着部７は、前記隔壁８、９と同様の材料（ポッティング材や接着剤等）で構成されている。
　第１のヘッダー２２と隔壁８とにより、第１の部屋２２１が画成されている。この第１の部屋２２１は、ガスが流入するガス流入室である。各中空糸膜３１の上端開口は、第１の部屋２２１に開放し、連通している。
　一方、第２のヘッダー２３と隔壁９とにより、第２の部屋２３１が画成されている。この第２の部屋２３１は、ガスが流出してくるガス流出室である。各中空糸膜３１の下端開口は、第２の部屋２３１に開放し、連通している（図４参照）。
　各中空糸膜３１の内腔は、ガスが流れるガス流路３２を構成している。ガス流入ポート２６および第１の部屋２２１により、ガス流路３２の上流側に位置するガス流入部が構成され、ガス流出ポート２７および第２の部屋２３１により、ガス流路３２の下流側に位置するガス流出部が構成される。
　中空糸膜層３は、角筒状ハウジング本体２１の内部にほぼ隙間なく充填されており、これにより、中空糸膜層３は、全体形状としてほぼ直方体の形状をなしている。これにより、同様の形状の角筒状ハウジング本体２１に対し、中空糸膜３１の高い充填効率が得られ（デッドスペースが少なく）、人工肺部１Ａの小型化、高性能化に寄与する。
　ハウジング２内の隔壁８と隔壁９との間における各中空糸膜３１は、露出しており、各中空糸膜３１の外側、すなわち、中空糸膜３１同士の隙間に、血液が図２、図３中左側から右側に向かって流れる血液流路３３が形成されている。
　血液流路３３の上流側（中空糸膜層３の上流側の面側）、すなわち角筒状ハウジング本体２１と熱交換器ハウジング５との連結部には、血液流入部として、上下方向（中空糸膜３１の配設方向とほぼ平行な方向）に延びる帯状またはスリット状の血液流入側開口部（血液流入側空間）２４が形成されている。ハウジング２の内部と熱交換器ハウジング５の内部とは、この血液流入側開口部２４を介して連通する。このような構成とすることにより、熱交換部１Ｂから人工肺部１Ａへの血液の移送を効率良く行うことができる。
　血液流入側開口部２４の長さ（上下方向の長さ）は、各中空糸膜３１の有効長（隔壁８の下面から隔壁９の上面までの長さ）とほぼ等しい（図２参照）か、またはそれより若干短い（有効長の７０％以上）のが好ましい。これにより、熱交換部１Ｂから人工肺部１Ａへの血液の移送を効率良く行うことができるとともに、血液流路３３内で血液に対するガス交換を効率良く行うことができる。
　また、血液流路３３の少なくとも上流側（血液流入側開口部２４側）では、血液の流れの方向は、各中空糸膜３１の長手方向とほぼ直交する方向である。これにより、血液流路３３を流れる血液に対し、効率の良いガス交換を行うことができる。
　血液流路３３の下流側（中空糸膜層３の下流側の面側）においては、フィルタ部材４１と角筒状ハウジング本体２１の内面との間に隙間が形成され、この隙間は、血液流出側開口部（血液流出側空間）２５を形成している。この血液流出側開口部２５と、血液流出側開口部２５に連通する血液流出ポート２８とで、血液流出部が構成される。血液流出部は、血液流出側開口部２５を有することにより、フィルタ部材４１を透過した血液が血液流出ポート２８に向かって流れる空間が確保され、血液を円滑に排出することができる。
　そして、血液流入側開口部２４と血液流出側開口部２５との間に、中空糸膜層３と、フィルタ部材４１と、血液流路３３とが存在している。
　次に、中空糸膜３１および中空糸膜層３について説明する。
　中空糸膜３１としては、例えば、多孔質ガス交換膜が用いられる。この多孔質中空糸膜としては、肉厚が５～２００μｍ程度、好ましくは１０～１００μｍ程度、空孔率が２０～８０％程度、好ましくは３０～６０％程度、細孔径が０．００１～５μｍ程度、好ましくは０．００２～１μｍ程度のものを用いることができる。
　また、中空糸膜３１の構成材料としては、例えば、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリスルホン、ポリアクリロニトリル、ポリテトラフルオロエチレン、ポリメチルペンテン等の疎水性高分子材料が用いられる。好ましくは、ポリオレフィン系樹脂であり、より好ましくは、ポリプロピレンまたはポリメチルペンテンであり、延伸法または固液相分離法により壁部に微細孔が形成されたものがより好ましい。すなわち、多孔質のポリプロピレンまたはポリメチルペンテンがより好ましい。
　また、図５および図６に示すように、中空糸膜層３の両端部、すなわち中空糸膜層３の隔壁８および９により固定された部位における隣り合う中空糸膜３１同士の平均離間距離をε［μｍ］、中空糸膜３１の外径をＯＤ［μｍ］、中空糸膜３１の内径をＩＤ［μｍ］、中空糸膜３１の隔壁８、９により固定されていない部位、すなわち中空糸膜３１のガス交換に寄与する部位の長さ（有効長）をＬ［μｍ］としたとき、中空糸膜層３は、下記の条件を満足するように構成されている。以下、中空糸膜３１のガス交換に寄与する部位の長さを、単に「有効長」とも言う。なお、中空糸膜３１の長さは、その中空糸膜３１に沿って測定したときの長さであり、例えば、中空糸膜３１が螺旋状に巻回されている場合は、その螺旋に沿って測定したときの長さである。また、平均離間距離εについては、一方向、図５および図６に示す構成では左右方向における離間距離である。すなわち、図５中の上下方向に並ぶ中空糸膜３１同士は、互いに接触しており、そのデータは、平均離間距離εの算出には使用しない。
　まず、平均離間距離ε［μｍ］および中空糸膜３１の外径ＯＤ［μｍ］については、それぞれ、下記の条件を満足するように設定されている。
　３０≦ε≦６０、ＯＤ≦４．５×ε
　平均離間距離εおよび外径ＯＤを前記範囲内に設定することにより、ガス交換性能を低下させることなく、血液を流すときの圧力損失も増大させること無く、人工肺部１Ａの血液の充填量を削減することができ、ひいては人工肺１の血液の充填量を少なくすることができる。
　すなわち、平均離間距離εが前記上限値よりも大きいと、ガス交換性能が低くなり、また、前記下限値よりも小さいと、血液を流すときの圧力損失が大きくなる。
　また、中空糸膜３１の外径ＯＤが前記上限値よりも大きいと、血液の充填量が増大する。
　なお、中空糸膜３１のガス交換に寄与する部位における中空糸膜３１同士の離間距離は、中空糸膜３１の両端部における中空糸膜３１同士の離間距離に対応したものとなる。このため、平均離間距離εは、中空糸膜３１の両端部において規定している。
　また、中空糸膜層３において、中空糸膜３１の上端部の平均離間距離と下端部の平均離間距離とは、等しいことが好ましい。これにより、血液を効率良く流すことができる。
　なお、平均離間距離ε［μｍ］については、３０≦ε≦６０であることが好ましく、３５≦ε≦５５であることがより好ましい。
　また、中空糸膜３１の外径ＯＤ［μｍ］については、１００≦ＯＤ≦４．５×εであることが好ましく、１００≦ＯＤ≦２７０であることがより好ましく、１２０≦ＯＤ≦２２０であることがさらに好ましい。
　また、中空糸膜３１の内径ＩＤ［μｍ］については、特に限定されないが、０．５５×ＯＤ≦ＩＤ≦０．８×ＯＤであることが好ましく、６０≦ＩＤ≦１６０であることがより好ましい。
　これにより、中空糸膜３１の強度を保ちつつ、中空糸膜３１の内腔にガスを流すときの圧力損失を比較的小さくすることができる。すなわち、中空糸膜３１の内径ＩＤが前記上限値よりも大きいと、中空糸膜３１の厚さが薄くなり、他の条件によっては、強度が低下する。また、内径ＩＤが前記下限値よりも小さいと、他の条件によっては、中空糸膜３１の内腔にガスを流すときの圧力損失が大きくなる。
　また、中空糸膜３１の有効長Ｌ［ｍｍ］については、特に限定されないが、Ｌ≦１．３×ＩＤであることが好ましく、５０≦Ｌ≦１．３×ＩＤであることがより好ましく、５０≦Ｌ≦２００であることがさらに好ましい。
　これにより、中空糸膜３１の内腔にガスを流すときの圧力損失を比較的小さくすることができる。すなわち、中空糸膜３１の有効長Ｌが前記上限値よりも大きいと、他の条件によっては、中空糸膜３１の内腔にガスを流すときの圧力損失が大きくなる。
　また、中空糸膜層３の厚さ（図２中横方向の長さ）は、特に限定されないが、１０～１００ｍｍ程度であるのが好ましく、２０～８０ｍｍ程度であるのがより好ましい。
　また、中空糸膜層３の幅（図３中縦方向の長さ）は、特に限定されないが、１０～１００ｍｍ程度であるのが好ましく、２０～８０ｍｍ程度であるのがより好ましい。
　このような中空糸膜３１の製造方法は、特に限定されないが、例えば、延伸法または固液相分離法等を用いて、紡止スピード、樹脂の吐出量等の条件を適宜調整することにより、所定の外径および内径を有する中空糸膜３１を製造することができる。
　また、各中空糸膜３１を所定の離間距離で並べて中空糸膜層３を形成する方法は、特に限定されないが、一例として、各中空糸膜３１を螺旋状に配置する場合は、例えば、中空糸膜３１が巻き付けられる筒状のコアを回転させる回転装置と、ワインダー装置とを備えるシステムを用いる。回転装置とワインダー装置との少なくとも一方は、前記コアの軸方向に移動するようになっている。また、システムにおける隣り合う中空糸膜３１の離間距離は、平均離間距離εに設定する。そして、回転装置とワインダー装置とをコアの軸方向に相対的に移動させつつ、ワインダー装置から中空糸膜３１を送り出し、回転装置でコアを回転させる。これにより、各中空糸膜３１は、平均離間距離εでコアに螺旋状に巻き付けられる。なお、中空糸膜３１を１本ずつ巻き付けてもよく、複数本を同時に巻き付けてもよい。
　なお、各中空糸膜３１を螺旋状に配置する場合、その上端部や下端部では、それぞれ、中空糸膜３１の中心軸は、上下方向を向いていてもよく、また、上下方向に対して傾斜していてもよい。
　この人工肺１では、前記中空糸膜層３を有することにより、ハウジング２、すなわち人工肺部１Ａにおける血液の充填量を、人工肺１の単位膜面積当り、例えば、２５～５０ｍＬ／ｍ２程度とすることができ、特に、３０～４５ｍＬ／ｍ２程度とすることができる。
　したがって、人工肺１の血液の充填量は、熱交換部１Ｂにおける血液の充填量等にもよるが、例えば、３０～９０ｍＬ／ｍ２程度とすることができ、特に、３５～８５ｍＬ／ｍ２程度とすることができる。
　また、前述したように、中空糸膜層３の下流側（血液流出部側）には、血液中の気泡を捕捉しつつ、血液から除去する機能を有する気泡除去手段４が設置されている。図２～図４に示すように、気泡除去手段４は、フィルタ部材４１を有している。
　フィルタ部材４１は、血液流路３３を流れる血液中に存在する気泡を捕捉する機能を有するものである。
　フィルタ部材４１は、ほぼ長方形をなす平坦なシート状の部材（以下単に「シート」とも言う）で構成され、その縁部（４つの辺）が隔壁８、９および両固着部７により固着されることにより、ハウジング２に対し固定されている。
　なお、フィルタ部材４１の平面形状は、図示の実施形態では、長方形（または正方形）をなしているが、フィルタ部材４１の平面形状はこれに限らず、例えば、台形、平行四辺形、楕円形、長円形等、その形状は特に限定されない。
　また、フィルタ部材４１は、図示の実施形態では、平坦なシートで構成されているが、これに限らず、非平坦なもの、例えば、全部または一部が湾曲した形状のもの、波状、蛇腹状等に変形したもの等であってもよい。
　このようなフィルタ部材４１は、その片面が中空糸膜層３の下流側（血液流出部側）の面に接して設けられ、該面のほぼ全面を覆っている。フィルタ部材４１をこのように設けることにより、フィルタ部材４１の有効面積を大きくすることができ、気泡を捕捉する能力を十分に発揮することができる。また、フィルタ部材４１の有効面積が大きくなることにより、たとえフィルタ部材４１の一部に目詰まり（例えば血液の凝集塊などの付着）が生じたとしても、全体として血液の流れを妨げることを防止（抑制）することができる。
　フィルタ部材４１とハウジング２との間には、間隙、すなわち、血液流出側開口部２５が形成されている（図２～図４参照）。これにより、フィルタ部材４１がハウジング２の内面に接する（密着する）ことが抑制され、フィルタ部材４１を透過した血液が血液流出側開口部２５内において容易に流下し、血液流出ポート２８へ向かって円滑に流れることができる。
　このように配置されたフィルタ部材４１を有する人工肺１は、図２に示す姿勢で使用される。この場合、血液流出ポート２８は、人工肺１を使用する際の鉛直下方の位置に設けられている。すなわち、血液流出側開口部２５の下部に血液流出ポート２８の内腔が連通しており、フィルタ部材４１を通過し、血液流出側開口部２５に入った血液は、血液流出側開口部２５内を下方に向けて流れ、血液流出ポート２８よりハウジング２外へ流出する。
　そして、フィルタ部材４１は、血液流路３３を流れる血液中に気泡が存在していたとしても、その気泡を捕捉することができる。また、フィルタ部材４１により捕捉された気泡は、血流によって、フィルタ部材４１近傍の各中空糸膜３１内に押し込まれて入り込み、その結果、血液流路３３から除去される。
　フィルタ部材４１の形態としては、例えば、メッシュ状（網状）をなすもの、織布、不織布、あるいはこれらを組み合わせたものが挙げられるが、このなかでも、メッシュ状（網状）をなすものが好ましく、特に、スクリーンフィルタが好ましい。これにより、気泡を双方のフィルタ部材で確実に捕捉することができるとともに、血液が容易に通過することができる。
　フィルタ部材４１がメッシュ状をなすものである場合、その目開きは、特に限定されないが、通常は、８０μｍ以下であるのが好ましく、１５～６０μｍ程度であるのがより好ましく、２０～４５μｍであるのがさらに好ましい。これにより、血液の通過抵抗を増大させることなく、比較的細かい気泡をも捕捉することができ、気泡の捕捉効率（除去能）が高い。
　フィルタ部材４１の構成材料としては、例えば、ポリアミド、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポリエステル、ナイロン、セルロース、ポリウレタン、アラミド繊維等が挙げられる。特に、抗血栓性に優れ、目詰まりを生じ難いという点で、各フィルタ部材の構成材料として、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレン、ポリウレタンを用いるのが好ましい。
　また、フィルタ部材４１は、親水性を有するのが好ましい。すなわち、フィルタ部材４１は、それ自体が親水性を有する材料で構成されているか、または、親水化処理（例えば、プラズマ処理、コーティング等）が施されていることが好ましい。これにより、人工肺１のプライミング時の気泡除去が容易になるだけでなく、気泡が混入した血液が通過する際には、気泡の通過がより困難となるため、フィルタ部材４１の気泡除去能がより向上し、血液流出ポート２８からの気泡の流出をより確実に防止することができる。
　このようなフィルタ部材４１は、シート状（特にスクリーンフィルタのようなメッシュ）のものを１枚用いても、あるいはこれを２枚以上重ねて用いてもよい。２枚以上重ねて用いる場合、各シートは、その形態、構成材料、目開き、平坦／非平坦の別、平面形状等の条件のうちの少なくとも１つが異なるものを組み合わせて用いるのが好ましい。これは、フィルタ部材４１に多彩な（複合的な）機能を持たせたり、気泡除去能をさらに向上するのに有利だからである。例えば、フィルタ部材４１として、目開きの異なる２枚のメッシュを重ねて用いた場合（上流側に目開きの大きいメッシュを配置）、目開きの大きいメッシュでまず比較的大きい気泡を捕捉し、該メッシュを通過した細かい気泡を目開きの小さいメッシュで捕捉することができ、血液の通過抵抗を増大させることなく、気泡除去能を向上することができる。
　次に、熱交換部（熱交換器）１Ｂについて説明する。熱交換器１Ｂは、熱交換器ハウジング５を有している。熱交換器ハウジング５は、ほぼ円筒状をなし、その上端および下端は閉じている。熱交換器ハウジング５の内部には、血液室５０が形成されている。熱交換器ハウジング５の下端（下面）には、管状の熱媒体流入ポート５２および熱媒体流出ポート５３が突出形成されている。また、熱交換器ハウジング５の図２中左側の下部には、管状の血液流入ポート５１が突出形成されている。血液流入ポート５１の内腔は、血液室５０と連通している。
　熱交換器ハウジング５の内部には、全体形状が筒状をなす熱交換体５４と、熱交換体５４の内周に沿って配置された円筒状の熱媒体室形成部材（円筒壁）５５と、熱媒体室形成部材５５の内側空間を流入側熱媒体室５７と流出側熱媒体室５８とに区分する区画壁５６とが設置されている。熱媒体室形成部材５５は、熱交換体５４の内側に熱媒体が一旦貯留される熱媒体室を形成する機能を有するとともに、筒状の熱交換体の変形を規制する機能を有している。
　熱媒体室形成部材５５および区画壁５６は、熱交換器ハウジング５に対し例えば融着、接着剤による接着等の方法により固定されている。熱媒体室形成部材５５と区画壁５６とは、別部材でも一体的に形成されたものでもよい。
　また、熱媒体室形成部材５５には、その壁部を貫通する上下方向に延びた帯状の開口５９ａ、５９ｂが形成されている。開口５９ａと開口５９ｂとは、区画壁５６を介して対抗する位置に配置されている（図３参照）。開口５９ａは、流入側熱媒体室５７に連通し、開口５９ｂは、流出側熱媒体室５８に連通している。
　熱交換体５４としては、図２に示すような、いわゆるベローズ型熱交換体（蛇腹管）を用いることができる。このベローズ型熱交換体５４は、軸方向中央部の側面にほぼ平行に形成された多数の中空環状突起を備える蛇腹形成部と、その両端（上下端）に形成され、蛇腹形成部の内径とほぼ等しい円筒部とを備えている。この熱交換体５４は、ステンレス、アルミニウム等の金属材料、またはポリエチレン、ポリカーボネート等の樹脂材料により構成されている。強度、熱交換効率の面からステンレス、アルミニウム等の金属材料が好ましい。特に、熱交換体５４の軸方向（中心軸）に対してほぼ直交する凹凸が多数繰り返された波状となっている金属製のベローズ管で構成されているのが好ましい。
　熱交換器ハウジング５、熱媒体室形成部材５５および区画壁５６の構成材料としては、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、エステル系樹脂（例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポリエステル）、スチレン系樹脂（例えば、ポリスチレン、ＭＳ樹脂、ＭＢＳ樹脂、ＡＢＳ樹脂、ＢＳ樹脂）、ポリカーボネート等の樹脂材料あるいは種々のセラミックス材料、金属材料等が挙げられる。
　以下、人工肺１の熱交換部１Ｂにおける熱媒体の流れについて、図１～図３を参照しつつ説明する。
　熱媒体流入ポート５２より流入した熱媒体は、まず流入側熱媒体室５７に入り、開口５９ａを通って熱媒体室形成部材５５の外周側に流れ込み、熱媒体室形成部材５５の外周のほぼ全周に広がり、熱交換体５４の蛇腹の多数の凹部（中空環状突起の内側）に入る。これにより、熱媒体に接触した熱交換体５４は加温または冷却される。そして、熱交換体５４の外周側を流れる血液との間で熱交換（加温または冷却）が行われる。
　熱交換体５４の加温または冷却に供された熱媒体は、開口５９ｂを通って流出側熱媒体室５８に入り、熱媒体流出ポート５３より排出される。
　なお、図示の実施形態と異なり、本発明においては、熱交換部１Ｂは、人工肺部１Ａの下流側に設けられていてもよい。さらに。本発明では、熱交換部１Ｂは、存在しなくてもよい。
　次に、本実施形態の人工肺１における血液の流れについて説明する。
　この人工肺１では、血液流入ポート５１から流入した血液は、血液室５０、すなわち熱交換器ハウジング５の内周面と熱交換体５４との間に流れ込み、熱交換体５４の複数の中空環状突起の外面と接触して熱交換（加温または冷却）がなされる。このようにして熱交換がなされた血液は、血液室５０の下流側に集まり、血液流入側開口部２４を通って人工肺部１Ａのハウジング２内へ流入する。
　血液流入側開口部２４を経た血液は、血液流路３３を下流方向に向かって流れる。一方、ガス流入ポート２６から供給されたガス（酸素を含む気体）は、第１の部屋２２１より各中空糸膜３１の内腔であるガス流路３２に分配され、該ガス流路３２を流れた後、第２の部屋２３１に集積され、ガス流出ポート２７より排出される。血液流路３３を流れる血液は、各中空糸膜３１の表面に接触し、ガス流路３２を流れるガスとの間でガス交換（酸素加、脱炭酸ガス）がなされる。
　ガス交換がなされた血液中に気泡が混入している場合、この気泡は、フィルタ部材４１により捕捉され、フィルタ部材４１の下流側には流出しない。
　以上のようにしてガス交換がなされ、気泡が除去された血液は、血液流出ポート２８より流出する。
　本実施形態の人工肺１において、血液と接触する面（例えば、ハウジング２の内面、熱交換器ハウジング５の内面、熱媒体室形成部材５５の表面、固着部７、隔壁８、９の血液流路３３に臨む面）は、抗血栓性表面となっていることが好ましい。抗血栓性表面は、抗血栓性材料を表面に被覆し、さらには固定することにより形成することができる。抗血栓性材料としては、ヘパリン、ウロキナーゼ、ＨＥＭＡ－Ｓｔ－ＨＥＭＡコポリマー、ポリＨＥＭＡ等が挙げられる。
　人工肺１において、血液流入ポート５１から流入する血液の流量は、患者の体格、術式（手術の方式）により異なるため、特に限定されないが、一般的に、乳児から小児では、０．１～２．０Ｌ／分程度が好ましく、中人では、２．０～５．０Ｌ／分程度が好ましく、成人では、３．０～７．０Ｌ／分程度が好ましい。
　人工肺１において、ガス流入ポート２６から供給されるガスの流量は、患者の体格、術式により異なるため、特に限定されないが、一般的に、乳児から小児では、０．０５～４．０Ｌ／分程度が好ましく、中人では、１．０～１０．０Ｌ／分程度が好ましく、成人では、１．５～１４．０Ｌ／分程度が好ましい。
　また、ガス流入ポート２６から供給されるガス中の酸素濃度は、手術中の患者の酸素・炭酸ガスの代謝量により異なるため、特に限定されないが、４０～１００％とすることができる。
　また、人工肺１の最大連続運転時間は、患者の様態、術式により異なるため、特に限定されないが、一般的に、２～６時間程度とすることができる。また、人工肺１の最大連続運転時間は、稀に、１０時間程度の長時間に及んでもよい。
　＜人工肺の第２実施形態＞
  図７は、本発明の人工肺の第２実施形態を示す平面図、図８は、図７に示す人工肺を矢印Ｂ側から見た図、図９は、図８中のＣ－Ｃ線断面図、図１０は、図８中の矢印Ｄ側から見た図、図１１は、図７中のＥ－Ｅ線断面図、図１２は、図１１中のＦ－Ｆ線断面図、図１１は、図７に示す人工肺を備えた体外循環装置を示す概略図である。なお、図７、図９および図１０中の左側を「左」または「左方」、右側を「右」または「右方」という。また、図７～図１２中、人工肺の内側を「血液流入側」または「上流側」、外側を「血液流出側」または「下流側」として説明する。
　以下、これらの図を参照して本発明の人工肺の第２実施形態について説明するが、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。
　本実施形態は、人工肺の全体形状が異なること以外は前記第１実施形態と同様である。
　図７～図１２に示す図示の実施形態の人工肺１０は、全体形状（外形形状）がほぼ円柱状をなしている。この人工肺１０は、内側に設けられ、前記第１実施形態の熱交換部１Ｂとほぼ同様の構成の熱交換部（熱交換器）１０Ｂと、熱交換部１０Ｂの外周側に設けられ、血液に対しガス交換を行う人工肺部１０Ａと備える熱交換器付き人工肺である。
　人工肺１は、ハウジング２Ａを有しており、このハウジング２Ａ内に人工肺部１０Ａと熱交換部１０Ｂとが収納されている。また、熱交換部１０Ｂは、ハウジング２Ａ内において、さらに、熱交換器ハウジング５Ａに収納されている。この熱交換器ハウジング５Ａにより、熱交換部１０Ｂの両端部がそれぞれハウジング２Ａに対し固定されている。
　ハウジング２Ａは、円筒状なすハウジング本体（以下「円筒状ハウジング本体」と言う）２１Ａと、円筒状ハウジング本体２１Ａの左端開口を封止する皿状の第１のヘッダー（上部蓋体）２２Ａと、円筒状ハウジング本体２１Ａの右端開口を封止する皿状の第２のヘッダー（下部蓋体）２３Ａとで構成されている。
　円筒状ハウジング本体２１Ａ、第１のヘッダー２２Ａおよび第２のヘッダー２３Ａは、それぞれ、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン、エステル系樹脂（例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポリエステル）、スチレン系樹脂（例えば、ポリスチレン、ＭＳ樹脂、ＭＢＳ樹脂、ＡＢＳ樹脂、ＢＳ樹脂）、ポリカーボネート等の樹脂材料あるいは種々のセラミックス材料、金属材料等で構成されている。円筒状ハウジング本体２１Ａに対し、第１のヘッダー２２Ａおよび第２のヘッダー２３Ａは、融着や接着剤による接着等の方法により固着されている。
　円筒状ハウジング本体２１Ａの外周部には、管状の血液流出ポート２８が形成されている。この血液流出ポート２８は、円筒状ハウジング本体２１Ａの外周面のほぼ接線方向に向かって突出している（図１１参照）。
　第１のヘッダー２２Ａには、管状の血液流入ポート２０１およびガス流出ポート２７が突出形成されている。血液流入ポート２０１は、その中心軸が第１のヘッダー２２Ａの中心に対し偏心するように、第１のヘッダー２２Ａの端面に形成されている。ガス流出ポート２７は、その中心軸が第１のヘッダー２２Ａの中心と交差するように、第１のヘッダー２２Ａの外周部に形成されている（図８参照）。
　第２のヘッダー２３Ａには、管状のガス流入ポート２６、熱媒体流入ポート２０２および熱媒体流出ポート２０３が突出形成されている。ガス流入ポート２６は、第２のヘッダー２３Ａの端面の縁部に形成されている。熱媒体流入ポート２０２および熱媒体流出ポート２０３は、それぞれ、第２のヘッダー２３Ａの端面のほぼ中央部に形成されている。また、熱媒体流入ポート２０２および熱媒体流出ポート２０３の中心線は、それぞれ、第２のヘッダー２３Ａの中心線に対してやや傾斜している。
　なお、本発明において、ハウジング２Ａの全体形状は、必ずしも完全な円柱状をなしている必要はなく、例えば一部が欠損している形状、異形部分が付加された形状などでもよい。
　図９、図１１に示すように、ハウジング２Ａの内部には、その内周面に沿った円筒状をなす人工肺部１０Ａが収納されている。人工肺部１０Ａは、円筒状の中空糸膜層３Ａと、中空糸膜層３Ａの外周側（血液流出部側）に設けられた気泡除去手段４Ａとしてのフィルタ部材４１Ａとで構成されている。中空糸膜層３Ａとフィルタ部材４１Ａとは、血液流入側から、中空糸膜層３Ａ、フィルタ部材４１Ａの順に配置されている。
　図１２に示すように、中空糸膜層３Ａは、ガス交換機能を有する中空糸膜３１が多数本集積されたものである。この中空糸膜層３Ａを構成する中空糸膜３１は、そのほとんどがハウジング２Ａの中心軸とほぼ平行に配置されている。
　なお、中空糸膜層３Ａにおける中空糸膜３１の配設パターン、配設方向等は、上述したもの限定されず、例えば、各中空糸膜３１がハウジング２Ａの中心軸に対して垂直な方向に配置された構成、中空糸膜３１同士が斜めに交差する部分（交差部）を有する構成、全部または一部の中空糸膜３１が湾曲して配置された構成、全部または一部の中空糸膜３１が波状、螺旋状、渦巻き状または環状に配置された構成等であってもよい。
　図９に示すように、各中空糸膜３１の両端部、すなわち左端部（一端部）および右端部（他端部）は、それぞれ、隔壁８および９により円筒状ハウジング本体２１Ａの内面に対し固定されている。これにより、各中空糸膜３１の両端部は、それぞれ、互いに固定された状態になっている。
　また、中空糸膜層３Ａは、円筒状ハウジング本体２１Ａと熱交換部１０Ｂとの間にほぼ隙間なく充填されており、これにより、中空糸膜層３Ａは、全体形状としてほぼ円筒状の形状をなしている。これにより、同様の形状の円筒状ハウジング本体２１Ａに対し、中空糸膜３１の高い充填効率が得られ（デッドスペースが少なく）、人工肺部１０Ａの小型化、高性能化に寄与する。
　なお、中空糸膜層３Ａの隔壁８および９により固定された部位における隣り合う中空糸膜３１同士の平均離間距離ε［μｍ］、中空糸膜３１の外径ＯＤ［μｍ］、中空糸膜３１の内径ＩＤ［μｍ］、中空糸膜３１の有効長Ｌ［ｍｍ］等は、前述した第１実施形態と同様である。これにより、ガス交換性能を低下させることなく、血液を流すときの圧力損失も増大させること無く、人工肺部１０Ａの血液の充填量を削減することができ、ひいては人工肺１０の血液の充填量を少なくすることができる。
　また、中空糸膜層３Ａの厚さ（図１１中径方向の長さ）は、特に限定されないが、２～１００ｍｍ程度であるのが好ましく、３～３０ｍｍ程度であるのがより好ましい。
　ハウジング２Ａ内の隔壁８と隔壁９との間における各中空糸膜３１は、露出しており、各中空糸膜３１の外側、すなわち、中空糸膜３１同士の隙間に、血液が図１２中上側から下側に向かって流れる血液流路３３が形成されている。
　血液流路３３の上流側（中空糸膜層３Ａの上流側の面側）、すなわち、人工肺部１０Ａと熱交換部１０Ｂとの間には、血液流入ポート２０１から流入した血液の血液流入部として、円筒状の血液流入側開口部（血液流入側空間）２４Ａが形成されている（図９、図１１参照）。
　血液流入側開口部２４Ａに流入した血液は、当該血液流入側開口部２４Ａの周方向および長手方向に沿って流れることとなり、よって、血液流入側開口部２４Ａの全体に行き渡る。これにより、熱交換部１０Ｂから人工肺部１０Ａへの血液の移送を効率良く行うことができる。
　血液流路３３の下流側（中空糸膜層３Ａの下流側の面側）においては、後述するフィルタ部材４１Ａの外周面と円筒状ハウジング本体２１Ａの内周面との間に円筒状の隙間が形成され、この隙間は、血液流出側開口部（血液流出側空間）２５Ａを形成している。この血液流出側開口部２５Ａと、血液流出側開口部２５Ａに連通する血液流出ポート２８とで、血液流出部が構成される。血液流出部は、血液流出側開口部２５Ａを有することにより、フィルタ部材４１Ａを透過した血液が血液流出ポート２８に向かって流れる空間が確保され、血液を円滑に排出することができる。
　そして、血液流入側開口部２４Ａと血液流出側開口部２５Ａとの間に、中空糸膜層３Ａと、フィルタ部材４１Ａと、血液流路３３とが存在している。
　また、前述したように、中空糸膜層３Ａの下流側（血液流出部側）には、血液中の気泡を捕捉しつつ、血液から除去する機能を有する気泡除去手段４Ａが設置されている。この気泡除去手段４Ａは、フィルタ部材４１Ａを有している。
　フィルタ部材４１Ａは、血液流路３３を流れる血液中に存在する気泡を捕捉する機能を有するものである。
　フィルタ部材４１Ａは、ほぼ長方形をなすシート状の部材（以下単に「シート」とも言う）で構成され、そのシートを円柱状に巻回して形成したものである。フィルタ部材４１Ａは、両端部がそれぞれ隔壁８、９で固着されることにより、ハウジング２Ａに対し固定されている（図９参照）。
　このフィルタ部材４１Ａは、その内周面が中空糸膜層３Ａの下流側（血液流出部側）の面に接して設けられ、該面のほぼ全面を覆っている。フィルタ部材４１Ａをこのように設けることにより、フィルタ部材４１Ａの有効面積を大きくすることができ、気泡を捕捉する能力を十分に発揮することができる。また、フィルタ部材４１Ａの有効面積が大きくなることにより、たとえフィルタ部材４１Ａの一部に目詰まり（例えば血液の凝集塊などの付着）が生じたとしても、全体として血液の流れを妨げることを防止（抑制）することができる。
　また、フィルタ部材４１Ａは、図示の実施形態では、外径がほぼ一定なものであるが、これに限定されず、例えば、一部の外径が拡径または縮径した部分を有するものであってもよい。
　このようなフィルタ部材４１Ａを有する人工肺１０は、図７～図９、図１１に示す姿勢で使用される。この場合、血液流出ポート２８は、人工肺１０を使用する際の鉛直下方に位置する。すなわち、血液流出側開口部２５Ａの下部に血液流出ポート２８の内腔が連通しており、フィルタ部材４１Ａを通過し、血液流出側開口部２５Ａに入った血液は、血液流出側開口部２５Ａ内を血液流出ポート２８に向かって流下し、血液流出ポート２８よりハウジング２外へ流出する。
　そして、フィルタ部材４１Ａは、血液流路３３を流れる血液中に気泡が存在していたとしても、その気泡を捕捉することができる。また、フィルタ部材４１Ａにより捕捉された気泡は、血流によって、フィルタ部材４１Ａ近傍の各中空糸膜３１内に押し込まれて入り込み、その結果、血液流路３３から除去される。
　図９に示すように、第１のヘッダー２２Ａと隔壁８と熱交換部１０Ｂの熱交換器ハウジング５Ａおよび熱媒体室形成部材５５とにより、第１の部屋２２１ａが画成されている。この第１の部屋２２１ａは、ガスが流出するガス流出室である。各中空糸膜３１の左端開口は、第１の部屋２２１ａに開放し、連通している。
　一方、第２のヘッダー２３Ａと隔壁９と熱交換部１０Ｂの熱交換器ハウジング５Ａおよび熱媒体室形成部材５５とにより、第２の部屋２３１ａが画成されている。この第２の部屋２３１ａは、ガスが流入してくるガス流入室である。各中空糸膜３１の右端開口は、第２の部屋２３１ａに開放し、連通している。
　各中空糸膜３１の内腔は、ガスが流れるガス流路３２を構成している。ガス流入ポート２６および第２の部屋２３１ａにより、ガス流路３２の上流側に位置するガス流入部が構成され、ガス流出ポート２７および第１の部屋２２１ａにより、ガス流路３２の下流側に位置するガス流出部が構成される。
　前述したように、人工肺部１０Ａの内側には、熱交換部１０Ｂが設置されている。この熱交換部１０Ｂは、熱交換部１Ｂとほぼ同様の構成であるので、その説明は省略する。
　また、このように人工肺部１０Ａの内側に熱交換部１０Ｂが設置されていることにより、次のような効果を奏する。すなわち、まず第１に１つのハウジング２Ａ内に人工肺部１０Ａおよび熱交換部１０Ｂを効率良く収納することができ、デッドスペースが小さく、そのため、小型の人工肺１０で効率の良いガス交換を行うことができる。第２に、人工肺部１０Ａと熱交換部１０Ｂとが前記第１実施形態よりも近接した状態となり、熱交換部１０Ｂで熱交換がなされた血液が人工肺部１０Ａに迅速に流入することができ、よって、熱交換部１０Ｂと人工肺部１０Ａとをつなぐ血液流入側開口部２４Ａ（血液流路３３）中の血液の充填量を最小にすることができる。第３に、熱交換部１０Ｂで熱交換された血液が放熱あるいは吸熱されることなく迅速に人工肺部１０Ａに流入することができる。
　次に、本実施形態の人工肺１０における血液の流れについて説明する。
　この人工肺１０では、血液流入ポート２０１から流入した血液は、血液室５０、すなわち熱交換器ハウジング５Ａの内周面と熱交換体５４との間に流れ込み、熱交換体５４の複数の中空環状突起の外面と接触して熱交換（加温または冷却）がなされる。このようにして熱交換がなされた血液は、熱交換器ハウジング５Ａの上部に形成された開口５９ｃ、血液流入側開口部２４Ａを順次通過して人工肺部１０Ａのハウジング２Ａ内へ流入する。
　血液流入側開口部２４Ａを経た血液は、血液流路３３を下流方向に向かって流れる。一方、ガス流入ポート２６から供給されたガス（酸素を含む気体）は、第２の部屋２３１ａより各中空糸膜３１の内腔であるガス流路３２に分配され、該ガス流路３２を流れた後、第１の部屋２２１ａに集積され、ガス流出ポート２７より排出される。血液流路３３を流れる血液は、各中空糸膜３１の表面に接触し、ガス流路３２を流れるガスとの間でガス交換（酸素加、脱炭酸ガス）がなされる。
　ガス交換がなされた血液中に気泡が混入している場合、この気泡は、フィルタ部材４１Ａにより捕捉され、フィルタ部材４１Ａの下流側には流出しない。
　以上のようにしてガス交換がなされ、気泡が除去された血液は、血液流出ポート２８より流出する。
　なお、この人工肺１０では、前記中空糸膜層３Ａを有することにより、人工肺部１０Ａにおける血液の充填量を、人工肺１０の単位膜面積当り、例えば、２５～５０ｍＬ／ｍ２程度とすることができ、特に、３０～４５ｍＬ／ｍ２程度とすることができる。
　したがって、人工肺１０の血液の充填量は、熱交換部１０Ｂにおける血液の充填量等にもよるが、例えば、３０～９０ｍＬ／ｍ２程度とすることができ、特に、３５～８５ｍＬ／ｍ２程度とすることができる。
　以上、本発明の人工肺を、図示の実施形態に基づいて説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、各部の構成は、同様の機能を有する任意の構成のものに置換することができる。また、本発明に、他の任意の構成物が付加されていてもよい。
　例えば、ハウジングおよび熱交換器ハウジングの構造や形状、各ハウジングに対するガス流入ポート、ガス流出ポート、血液流出ポート、血液流入ポート、熱媒体流入ポートおよび熱媒体流出ポート等の形成位置や突出方向については、図示の構成と異なる構成であってもよい。また、人工肺の使用時の姿勢（鉛直方向に対する各部の位置関係）も、図示の状態に限定されない。
　また、本発明の人工肺は、前記各実施形態のうちの、任意の２以上の構成（特徴）を組み合わせたものであってもよい。
　また、前記第２実施形態の人工肺は、その内側から外側に向かって血液が通過するものであるが、これに限定されず、これと反対に、外側から内側に向かって血液が通過するものであってもよい。この場合、フィルタ部材は、円筒状の中空糸膜層の内周部に接して配置されている。
　次に、本発明の具体的実施例について説明する。
　（実施例１）
　図７～図１２に示す人工肺を製造した。中空糸膜層の各中空糸膜の構成材料としては、ポリプロピレンを用いた。また、中空糸膜の寸法は、下記の通りである。
　平均離間距離ε：６０μｍ
　外径ＯＤ：２００μｍ
　ＯＤ／ε：３．３
　内径ＩＤ：１４０μｍ
　有効長Ｌ：１７０ｍｍ
　（実施例２）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：４６μｍ
　外径ＯＤ：２００μｍ
　ＯＤ／ε：４．３
　内径ＩＤ：１４０μｍ
　有効長Ｌ：１７０ｍｍ
　（実施例３）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：４６μｍ
　外径ＯＤ：１７０μｍ
　ＯＤ／ε：３．７
　内径ＩＤ：１１０μｍ
　有効長Ｌ：１１６ｍｍ
　（実施例４）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：４６μｍ
　外径ＯＤ：１５０μｍ
　ＯＤ／ε：３．３
　内径ＩＤ：９０μｍ
　有効長Ｌ：１１６ｍｍ
　（実施例５）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：３０μｍ
　外径ＯＤ：１３０μｍ
　ＯＤ／ε：４．３
　内径ＩＤ：９０μｍ
　有効長Ｌ：１１６ｍｍ
　（比較例１）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：４６μｍ
　外径ＯＤ：２９５μｍ
　ＯＤ／ε：６．４
　内径ＩＤ：１９５μｍ
　有効長Ｌ：１９４ｍｍ
　（比較例２）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：３０μｍ
　外径ＯＤ：２００μｍ
　ＯＤ／ε：６．７
　内径ＩＤ：１４０μｍ
　有効長Ｌ：１７０ｍｍ
　（比較例３）
　中空糸膜の寸法を下記のように変更した以外は、前記実施例１と同様にして、中空糸膜層を形成し、人工肺を得た。
　平均離間距離ε：６０μｍ
　外径ＯＤ：２９５μｍ
　ＯＤ／ε：４．９
　内径ＩＤ：１９５μｍ
　有効長Ｌ：１９４ｍｍ
　実施例１～５、比較例１～３について、下記の測定を行った。その結果は、下記表１に示す通りである。
　＜ガス交換性能＞
　下記の条件に調整した牛血液および酸素を人工肺に流し、その血液のヘモグロビン濃度、人工肺に流入する前の血液の酸素飽和度および酸素分圧、人工肺から流出した血液の酸素飽和度および酸素分圧を測定した。そして、ガス交換性能として、酸素移動量を下記（１）式より求めた。
　酸素移動量＝１．３４×Ｈｂ×Ｑｂ×１０００×（ＳａＯ２－ＳｖＯ２）／１００００＋（ＰａＯ２－ＰｖＯ２）×Ｑｂ×１０００×０．００３１／１００　・・・（１）
　但し、上記（１）式において、
　Ｈｂ：ヘモグロビン濃度
　Ｑｂ：血液流量
　ＳａＯ２：人工肺流出血液酸素飽和度
　ＳｖＯ２：人工肺流入血液酸素飽和度
　ＰａＯ２：人工肺流出血液酸素分圧
　ＰｖＯ２：人工肺流入血液酸素分圧
　ＳａＯ２、ＳｖＯ２、ＰａＯ２、ＰｖＯ２、Ｈｂが、それぞれ、測定値である。なお、通常、Ｈｂは、１２±１［ｇ／ｄＬ］、ＳｖＯ２は、６５±５［％］、ＰｖＯ２は、４５±５［ｍｍＨｇ］であるが、それらについても測定値を用いた。
　また、酸素濃度は、１００［％］、酸素流量は、７［Ｌ／分］、血液温度は、３７±１［℃］、血液流量は、７［Ｌ／分］に設定した。なお、Ｖ／Ｑ比（酸素流量／血液流量）は、１である。
　＜圧力損失＞
　下記の条件に調整した牛血液を人工肺に流し、人工肺に流入する前の血液の圧力、人工肺から流出した後の血液の圧力を測定し、その差、すなわち圧力損失を求めた。
　血液温度は、３７±１［℃］、血液流量は、７［Ｌ／分］に設定した。また、ヘマトクリット値は、３５±１［％］であった。
　この圧力損失の評価基準は、臨床使用上、２５０ｍｍＨｇ以下の場合を良好とし、２５０ｍｍＨｇを超える場合を不良とする。
　＜充填量＞
　人工肺に水を充填し、その水の充填前の人工肺の重量と、充填後の人工肺の重量とを測定し、その差から充填量を求めた。
　なお、充填量としては、人工肺全体における充填量と、人工肺部における充填量と、人工肺部における単位膜面積当りの充填量とを求めた。
　従来品である比較例１の人工肺全体における充填量は、２５０ｍＬであるので、人工肺全体における充填量の評価基準は、２５０ｍＬ未満の場合を良好とし、２５０ｍＬ以上の場合を不良とする。
　そして、前記圧力損失および人工肺全体における充填量の両方が良好な場合を「良好」とし、そのうちの１つでも不良である場合を「不良」とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　上記表１に示すように、比較例１では、酸素移動量および圧力損失については、満足する結果が得られたが、充填量が多かった。
　また、比較例２では、酸素移動量および充填量については、満足する結果が得られたが、圧力損失が大きかった。
　また、比較例３では、酸素移動量および圧力損失については、満足する結果が得られたが、充填量が多かった。
　これに対し、実施例１～５では、酸素移動量、圧力損失および充填量のすべてについて満足する結果が得られた。
　例えば、実施例３では、酸素移動量および圧力損失を比較例１と同等にしつつ、人工肺全体における充填量を比較例１の７４％、人工肺部における充填量を比較例１の５４％、人工肺部における単位膜面積当りの充填量を比較例１の７０％にそれぞれ削減することができた。
　本発明によれば、良好なガス交換性能を有し、血液を流すときの圧力損失が比較的小さく、かつ血液の充填量が少ない人工肺を提供することができる。したがって産業上の利用可能性を有する。
　１、１０　　　人工肺
　１Ａ、１０Ａ　人工肺部
　１Ｂ、１０Ｂ　熱交換部（熱交換器）
　２、２Ａ　　　ハウジング
　２１　　　　　角筒状ハウジング本体
　２１Ａ　　　　円筒状ハウジング本体
　２２、２２Ａ　第１のヘッダー
　２２１、２２１ａ　第１の部屋
　２３、２３Ａ　第２のヘッダー
　２３１、２３１ａ　第２の部屋
　２４、２４Ａ　血液流入側開口部
　２５、２５Ａ　血液流出側開口部
　２６　　　　　ガス流入ポート
　２７　　　　　ガス流出ポート
　２８　　　　　血液流出ポート（血液流出口）
　２０１　　　　血液流入ポート
　２０２　　　　熱媒体流入ポート
　２０３　　　　熱媒体流出ポート
　３、３Ａ　　　中空糸膜層
　３１　　　　　中空糸膜
　３２　　　　　ガス流路（中空糸膜の内腔）
　３３　　　　　血液流路
　４、４Ａ　　　気泡除去手段
　４１、４１Ａ　フィルタ部材
　５、５Ａ　　　熱交換器ハウジング
　５０　　　　　血液室
　５１　　　　　血液流入ポート
　５２　　　　　熱媒体流入ポート
　５３　　　　　熱媒体流出ポート
　５４　　　　　熱交換体
　５５　　　　　熱媒体室形成部材
　５６　　　　　区画壁
　５７　　　　　流入側熱媒体室
　５８　　　　　流出側熱媒体室
　５９ａ　　　　開口
　５９ｂ　　　　開口
　５９ｃ　　　　開口
　７　　　　　　固着部
　８、９　　　　隔壁

Claims (7)

  1. 　ハウジングと、
    　前記ハウジング内に収納され、ガス交換機能を有する中空糸膜が多数本集積された中空糸膜層と、
    　前記各中空糸膜の内腔をガス流路として、該ガス流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられたガス流入部およびガス流出部と、
    　前記各中空糸膜の外側を血液流路として、該血液流路の上流側および下流側にそれぞれ設けられた血液流入部および血液流出部とを備える人工肺であって、
    　前記中空糸膜層の前記各中空糸膜は、一端部および他端部においてそれぞれ互いに固定されており、
    　前記中空糸膜層の固定された部位における隣り合う前記中空糸膜同士の平均離間距離をε［μｍ］、前記中空糸膜の外径をＯＤ［μｍ］としたとき、
    　３０≦ε≦６０、ＯＤ≦４．５×εであることを特徴とする人工肺。
  2. 　前記中空糸膜の内径をＩＤ［μｍ］としたとき、
    　０．５５×ＯＤ≦ＩＤ≦０．８×ＯＤである請求項１に記載の人工肺。
  3. 　前記中空糸膜の内径をＩＤ［μｍ］、前記中空糸膜のガス交換に寄与する部位の長さをＬ［ｍｍ］としたとき、
    　Ｌ≦１．３×ＩＤである請求項１に記載の人工肺。
  4. 　前記ハウジングにおける血液の充填量は、単位膜面積当り、２５～５０ｍＬ／ｍ２である請求項１に記載の人工肺。
  5. 　前記中空糸膜は、多孔質のポリプロピレンまたはポリメチルペンテンで構成されている請求項１に記載の人工肺。
  6. 　前記中空糸膜層は、全体形状としてほぼ直方体の形状をなしている請求項１に記載の人工肺。
  7. 　前記中空糸膜層は、全体形状としてほぼ円筒状をなしている請求項１に記載の人工肺。
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