JPH0999060A - Pulsatile blood pump - Google Patents
Pulsatile blood pumpInfo
- Publication number
- JPH0999060A JPH0999060A JP7257321A JP25732195A JPH0999060A JP H0999060 A JPH0999060 A JP H0999060A JP 7257321 A JP7257321 A JP 7257321A JP 25732195 A JP25732195 A JP 25732195A JP H0999060 A JPH0999060 A JP H0999060A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood
- diaphragm
- housing
- chamber
- pump
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Reciprocating Pumps (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、開心術後の心機能
の低下患者、心臓移植待ちの心機能低下患者、さらに
は、急性心筋梗塞などで全身の血液循環が困難に陥って
いる患者に対して、心臓の機能を一時的に代替、または
補助して、全身の血液循環を維持するための補助人工心
臓などに使用される拍動型血液ポンプに関するものであ
る。TECHNICAL FIELD The present invention relates to a patient with decreased cardiac function after open-heart surgery, a patient with decreased cardiac function awaiting heart transplantation, and further to a patient with impaired systemic blood circulation due to acute myocardial infarction or the like. On the other hand, the present invention relates to a pulsatile blood pump used for an auxiliary artificial heart or the like for temporarily replacing or assisting the function of the heart to maintain whole-body blood circulation.
【０００２】[0002]
【従来の技術】１９８８年以降、我が国でも補助人工心
臓が認可され、その臨床使用が可能となった。現在使用
されている補助人工心臓には、血液室全体を収縮、拡張
させて血液を吸入排出させるサック型補助人工心臓（サ
ック型血液ポンプ）、血液室の一部を可撓性の薄膜で形
成し、この薄膜を駆動させることにより血液室の体積を
変化させて血液の吸入排出を行うダイヤフラム型補助人
工心臓（ダイヤフラム型血液ポンプ）などがある。そし
て、ダイヤフラム型補助人工心臓は、血液に与える損傷
が少なく、体積効率が優れているなどの利点より、多く
の研究および臨床応用が検討されている。2. Description of the Related Art A supplemental artificial heart has been approved in Japan since 1988 and its clinical use has become possible. Currently used auxiliary artificial hearts are suck-type auxiliary artificial hearts (suck-type blood pumps) that contract and expand the entire blood chamber to inhale and discharge blood, and part of the blood chamber is formed of a flexible thin film. However, there is a diaphragm-type auxiliary artificial heart (diaphragm-type blood pump) that changes the volume of the blood chamber by driving this thin film to inhale and discharge blood. Many studies and clinical applications of the diaphragm type artificial artificial heart have been studied because of its advantages such as less damage to blood and excellent volume efficiency.
【０００３】ダイヤフラム型補助人工心臓は、血液の流
入ポートおよび流出ポートを有する血液室側ハウジング
と、駆動流体の流出入ポートを有する駆動流体室側ハウ
ジングと、上面周縁が前記血液室側ハウジングの周縁部
に固着され、下面周縁が前記駆動流体側ハウジングの周
縁部に固着された可撓性材料により形成されたダイヤフ
ラムとを有している。血液の流入ポートおよび流出ポー
ト内にはそれぞれ逆流防止弁が取り付けられている。The diaphragm type artificial artificial heart has a blood chamber side housing having a blood inflow port and an outflow port, a drive fluid chamber side housing having a drive fluid inflow and outflow port, and an upper peripheral edge of the blood chamber side housing. And a diaphragm made of a flexible material, the bottom surface of which is fixed to the peripheral portion of the driving fluid side housing. A check valve is installed in each of the blood inflow port and the blood outflow port.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】血液拍出のために、ダ
イヤフラムは、駆動流体室側に窪んだ状態より、血液室
側に突出する状態に変形する。血液室におけるダイヤフ
ラムの周縁部とハウジング内面の周縁部に隙間が形成さ
れやすく、血栓形成の原因となることも考えられる。Due to the pumping of blood, the diaphragm is deformed from being depressed toward the driving fluid chamber to protruding toward the blood chamber. A gap is likely to be formed between the peripheral edge of the diaphragm and the peripheral edge of the inner surface of the housing in the blood chamber, which may cause thrombus formation.
【０００５】そこで、本発明の目的は、ダイヤフラム型
拍動型血液ポンプであっても、血液拍出時に、ダイヤフ
ラムの周縁部とハウジングの血液室内面の周縁部間に隙
間が形成されにくい、拍動型血液ポンプを提供するもの
である。Therefore, it is an object of the present invention to provide a diaphragm-type pulsatile blood pump in which a gap is unlikely to be formed between the peripheral edge of the diaphragm and the peripheral edge of the blood chamber inner surface of the housing when the blood is pumped out. A dynamic blood pump is provided.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するもの
は、ハウジングと、該ハウジング内を血液室と駆動流体
流入室とに区分する可撓性ダイヤフラムと、前記血液室
に連通する血液流入ポートと血液流出ポートと、前記駆
動流体流入室と連通する駆動流体用ポートとを有する拍
動型血液ポンプであって、前記ハウジングは、前記可撓
性ダイヤフラムの近傍であって、かつ血液室内方に突出
する環状突出部と、該環状突出部と前記可撓性ダイヤフ
ラム間の前記ハウジング内面により形成され、前記ポン
プの血液拍出時に前記ダイヤフラムと接触する環状接触
部と、前記環状突出部の血液流出口側の前記ハウジング
内面により形成され、前記ポンプの血液拍出時に、前記
ダイヤフラムと接触しない非接触部とを有する拍動型血
液ポンプである。To achieve the above object, a housing, a flexible diaphragm for partitioning the inside of the housing into a blood chamber and a driving fluid inflow chamber, and a blood inflow port communicating with the blood chamber are provided. And a blood outflow port, and a pulsating blood pump having a drive fluid port communicating with the drive fluid inflow chamber, wherein the housing is in the vicinity of the flexible diaphragm and inside the blood chamber. An annular protrusion that protrudes, an inner contact surface that is formed by the inner surface of the housing between the annular protrusion and the flexible diaphragm, and contacts the diaphragm when the pump pumps blood, and the blood flow of the annular protrusion. A pulsatile blood pump that is formed by the inner surface of the housing on the outlet side and has a non-contact portion that does not come into contact with the diaphragm when the pump pumps blood.
【０００７】そして、前記環状接触面の面積は、前記可
撓性ダイヤフラムの前記血液室側表面積の１／２５〜１
／３であることが好ましい。また、前記環状接触面の幅
は、０．５〜１０ｍｍであることが好ましい。さらに、
前記環状突出部より血液流出口側の前記ハウジング内面
の全体が、前記可撓性ダイヤフラムが前記血液室内の血
液を拍出状態にて、前記ダイヤフラムと接触しない非接
触面となっている請求項１または２に記載の拍動型血液
ポンプ。The area of the annular contact surface is 1 / 25-1 of the surface area of the flexible diaphragm on the blood chamber side.
It is preferably / 3. The width of the annular contact surface is preferably 0.5 to 10 mm. further,
The entire inner surface of the housing on the blood outlet side of the annular protrusion is a non-contact surface that does not come into contact with the diaphragm when the flexible diaphragm pumps blood in the blood chamber. Or the pulsatile blood pump according to 2.
【０００８】[0008]
【発明の実施の形態】そこで、本発明の拍動型血液ポン
プを図面を参照して説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS A pulsatile blood pump according to the present invention will be described with reference to the drawings.
【０００９】拍動型血液ポンプ１は、ハウジング（血液
室側ハウジング２と駆動流体室側ハウジング３）と、ハ
ウジング内を血液室２１と駆動流体流入室２２とに区分
する可撓性ダイヤフラム１０と、血液室２１に連通する
血液流入ポート４と血液流出ポート５と、駆動流体流入
室２２と連通する駆動流体用ポート１１とを有する。ハ
ウジング（血液室側ハウジング２）は、可撓性ダイヤフ
ラム１０の近傍であって、かつ血液室内方に突出する環
状突出部２５と、環状突出部２５と可撓性ダイヤフラム
１０間のハウジング２の内面により形成され、ポンプの
血液拍出時（言い換えれば、可撓性ダイヤフラムが血液
室内の血液を拍出する状態、また、ダイヤフラムが血液
室側ハウジング２内方に突出するように変形する状態）
に、ダイヤフラムと接触する環状接触部２６と、環状突
出部２５の血液流出口側のハウジング内面により形成さ
れ、ポンプの血液拍出時にダイヤフラムと接触しない非
接触部２７とを有する。The pulsatile blood pump 1 includes a housing (a blood chamber side housing 2 and a driving fluid chamber side housing 3), and a flexible diaphragm 10 which divides the inside of the housing into a blood chamber 21 and a driving fluid inflow chamber 22. A blood inflow port 4 and a blood outflow port 5 which communicate with the blood chamber 21 and a drive fluid port 11 which communicates with the drive fluid inflow chamber 22. The housing (blood chamber side housing 2) is an inner surface of the housing 2 in the vicinity of the flexible diaphragm 10 and protruding toward the blood chamber, and between the annular protrusion 25 and the flexible diaphragm 10. When the pump pumps blood (in other words, the flexible diaphragm pumps blood in the blood chamber, and the diaphragm deforms so as to project inward of the blood chamber housing 2).
Further, it has an annular contact portion 26 that contacts the diaphragm, and a non-contact portion 27 that is formed by the inner surface of the housing of the annular protrusion 25 on the blood outlet side and does not contact the diaphragm when pumping blood from the pump.
【００１０】この拍動型血液ポンプによれば、血液拍出
時に、ダイヤフラムは、ハウジングの環状接触部に接触
し、両者間に血液が残留することが少なく、ダイヤフラ
ムの周縁部での血液残留に起因する血栓形成が少ない。According to this pulsatile blood pump, when the blood is pumped, the diaphragm contacts the annular contact portion of the housing, and the blood is less likely to remain between them, and the blood remains at the peripheral portion of the diaphragm. There is little thrombus formation.
【００１１】この拍動型血液ポンプは、例えば、補助人
工心臓、人工肺もしくは人工腎臓などの体外循環回路に
おける送血ポンプなどに使用される。This pulsatile blood pump is used, for example, as a blood pump in an extracorporeal circulation circuit such as an auxiliary artificial heart, artificial lung or artificial kidney.
【００１２】図１は本発明の拍動型血液ポンプの一実施
例の平面図であり、図２は図１の拍動型血液ポンプの右
側面図であり、図３は図１に示した拍動型血液ポンプの
中央断面図であり、図４は本発明の拍動型血液ポンプの
作用を説明するための説明図である。FIG. 1 is a plan view of an embodiment of the pulsatile blood pump of the present invention, FIG. 2 is a right side view of the pulsatile blood pump of FIG. 1, and FIG. 3 is shown in FIG. FIG. 4 is a central cross-sectional view of the pulsatile blood pump, and FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining the action of the pulsatile blood pump of the present invention.
【００１３】この実施例の拍動型血液ポンプは、図１，
図２および図３に示すように、上部側である血液室側ハ
ウジング２と、下部側である駆動流体室側ハウジング３
と、血液室側ハウジング２と駆動流体室側ハウジング３
との間に両者を区分するように設けられたダイヤフラム
１０とにより構成されている。The pulsatile blood pump of this embodiment is shown in FIG.
As shown in FIGS. 2 and 3, the blood chamber side housing 2 which is the upper side and the driving fluid chamber side housing 3 which is the lower side
And blood chamber side housing 2 and drive fluid chamber side housing 3
And a diaphragm 10 provided so as to separate the two.
【００１４】そして、血液室側ハウジング２は、図２お
よび図３に示すようにほぼ半球状となっており、その上
部には、血液流入ポート４、血液流出ポート５を有して
おり、ダイヤフラム１０は、その周縁部が、血液室側ハ
ウジング２の周縁に固着されており、血液室側ハウジン
グ２とダイヤフラム１０により血液室２１が形成されて
いる。The blood chamber side housing 2 has a substantially hemispherical shape as shown in FIGS. 2 and 3, and has a blood inflow port 4 and a blood outflow port 5 at the upper part thereof, and a diaphragm. The peripheral portion of 10 is fixed to the peripheral edge of the blood chamber side housing 2, and the blood chamber side housing 2 and the diaphragm 10 form a blood chamber 21.
【００１５】さらに、血液流入ポート４内には、第１の
逆流防止弁６が設けられており、第１の逆流防止弁６
は、血液室内への血液の流入を許容し、実質的に血液室
内からの血液の流出を阻止するものである。この第１逆
流防止弁６としては、図１および図２に示すような、流
体抵抗の少ない二尖弁を用いることが好適である。この
逆流防止弁は、血液流入ポート内に固着するための環状
部材６ａと、この環状部材６ａの下部に吊下げられるよ
うに固着され、血液室内に位置する２つの可動片６ｂを
有している。この２つの可動片は、先端がほぼ直線状に
形成された平板状部分と、この平板状部分と所定の角度
をもって連続する薄片状先端部６ｃを有している。よっ
て、図２に示すように、この第１の逆流防止弁は、血液
が流入する際には、言い換えれば、ダイヤフラムが駆動
流体室側に変形する際には、２つの可動片６ａは、互い
に離間する方向に変形し、血液室内への血液の流入許容
し、また、血液を流出させる際には、言い換えれば、ダ
イヤフラムが血液室側に変形する際には、２つの可動片
は、互いに密着する方向に変形し、血液室からの血液の
流出を阻止する。Further, a first check valve 6 is provided in the blood inflow port 4, and the first check valve 6 is provided.
Is to allow the inflow of blood into the blood chamber and substantially prevent the outflow of blood from the blood chamber. As the first check valve 6, it is preferable to use a bicuspid valve having a small fluid resistance as shown in FIGS. 1 and 2. The check valve has an annular member 6a for fixing the blood inflow port, and two movable pieces 6b fixed to the lower portion of the annular member 6a so as to be hung and located in the blood chamber. . Each of the two movable pieces has a flat plate-shaped portion whose tip is formed in a substantially linear shape, and a thin piece-shaped tip portion 6c which is continuous with the flat plate-shaped portion at a predetermined angle. Therefore, as shown in FIG. 2, when the blood flows in, that is, when the diaphragm is deformed toward the driving fluid chamber, the first check valve prevents the two movable pieces 6a from being separated from each other. The two movable pieces are in close contact with each other when deformed in the direction of separating, allowing the inflow of blood into the blood chamber and allowing the blood to flow out, in other words, when the diaphragm is deformed toward the blood chamber. It is deformed in the direction to prevent the outflow of blood from the blood chamber.
【００１６】また、血液流出ポート内５には、第２の逆
流防止弁７が設けられており、第１の逆流防止弁は、血
液室内からの血液の流出を許容し、実質的に血液室内へ
の血液の流入を阻止するものである。この第２逆流防止
弁７としては、図１に示すような、血液の逆流の少ない
三尖弁を用いることが好適である。この逆流防止弁７
は、血液流入ポートを形成すると共に、逆流防止弁のハ
ウジングを形成する筒状部と、該筒状部に湾曲状態とな
るように固着された３つの可動片を有し、３つの可動片
は、その上端がそれぞれ隣合う可動片に密着している。
よって、この第２の逆流防止弁は、図１に示すように、
血液が流入する際には、言い換えれば、ダイヤフラムが
駆動流体室側に変形する際には、３つの可動片の先端部
は、互いに密着する方向に変形し、血液室内からの血液
の流出を阻止し、また、血液を流出させる際には、言い
換えれば、ダイヤフラム１０が血液室側に変形する際に
は、３つの可動片の先端部は、互いに離間する方向に変
形し、形成される３つの可動片の先端部の間隙から、血
液の流出を許容する。A second backflow prevention valve 7 is provided in the blood outflow port 5, and the first backflow prevention valve allows the outflow of blood from the blood chamber and is substantially in the blood chamber. It prevents the inflow of blood into the. As the second check valve 7, it is preferable to use a tricuspid valve with little backflow of blood as shown in FIG. This check valve 7
Has a tubular portion that forms a blood inflow port and also forms a housing of the check valve, and three movable pieces that are fixed to the tubular portion in a curved state. , Their upper ends are in close contact with the adjacent movable pieces.
Therefore, the second check valve is, as shown in FIG.
When blood flows in, in other words, when the diaphragm is deformed toward the drive fluid chamber, the tips of the three movable pieces are deformed in a direction in which they are in close contact with each other, preventing blood from flowing out of the blood chamber. When the blood is flown out, in other words, when the diaphragm 10 is deformed to the blood chamber side, the distal end portions of the three movable pieces are deformed in the directions away from each other and are formed. Blood is allowed to flow out from the gap at the tip of the movable piece.
【００１７】さらに、この実施例の拍動型血液ポンプ１
では、図１に示すように血液流入ポートおよび血液流出
ポートには、心臓カニューレと接続するための血液流入
側接続チューブ８、血液流出側接続チューブ９が固着さ
れている。Furthermore, the pulsatile blood pump 1 of this embodiment
Then, as shown in FIG. 1, a blood inflow side connection tube 8 and a blood outflow side connection tube 9 for connecting to the heart cannula are fixed to the blood inflow port and the blood outflow port.
【００１８】また、血液室側ハウジング２の下部、言い
換えれば、ダイヤフラム１０より若干上方（血液流出口
側）付近には、環状突出部２５が形成されている。さら
に、この環状突出部２５とダイヤフラム１０までのハウ
ジング１０の内面は、環状突出部を頂点とした湾曲面
（湾曲連続面）となっており、ダイヤフラム１０との環
状接触部２６（環状接触面ともいえる）を形成してい
る。さらに、環状突出部２５のダイヤフラム１０と反対
側（血液流出口側）も環状突出部２５を頂点とした湾曲
面となっている。つまり、ハウジングの内面は、環状突
出部２５を稜線として、ダイヤフラム側と血液流出口側
に区分されている。そして、環状突出部２５より、血液
流出口側は、この環状突出部２５が邪魔をすることによ
り、ダイヤフラムと接触しない環状非接触部２７を形成
している。この実施例では、環状突出部２５より血液流
出口側は、ダイヤフラムと接触しない環状非接触部を形
成しているが、ハウジング２の環状突出部２５より血液
流出口側の内面全体が、ダイヤフラムと接触しない、非
接触部となっている。つまり、この実施例では、図４に
示すように、ダイヤフラムより上方（血液流出口側）
は、ポンプによる血液の拍出が可能な状態（ダイヤフラ
ムが血液室内に突出するように変形した時）において、
空間となるように形成されている。なお、環状接触部２
６は、かならずしも、環状である必要はなく、断続的に
設けられていてもよい。An annular protrusion 25 is formed in the lower part of the blood chamber housing 2, that is, in the vicinity of slightly above the diaphragm 10 (on the blood outlet side). Further, the inner surface of the housing 10 up to the annular protruding portion 25 and the diaphragm 10 is a curved surface (curved continuous surface) having the annular protruding portion as an apex, and the annular contact portion 26 with the diaphragm 10 (also referred to as the annular contact surface). Can be said). Further, the side of the annular protrusion 25 opposite to the diaphragm 10 (the blood outlet side) is also a curved surface with the annular protrusion 25 as the apex. That is, the inner surface of the housing is divided into the diaphragm side and the blood outlet side with the annular protruding portion 25 as the ridge. On the blood outlet side of the annular protruding portion 25, the annular protruding portion 25 interferes to form an annular non-contact portion 27 that does not come into contact with the diaphragm. In this embodiment, the blood outlet side of the annular protruding portion 25 forms an annular non-contact portion that does not contact the diaphragm, but the entire inner surface of the housing 2 on the blood outlet side of the annular protruding portion 25 serves as the diaphragm. It is a non-contact part that does not contact. That is, in this embodiment, as shown in FIG. 4, above the diaphragm (on the blood outlet side).
Is a state where the pump is capable of pumping blood (when the diaphragm is deformed so as to project into the blood chamber),
It is formed to be a space. In addition, the annular contact portion 2
6 does not necessarily have to be annular, and may be provided intermittently.
【００１９】図３における環状接触部２６の幅（ダイヤ
フラムとハウジング内面の接点と環状突出部の頂点間の
距離）は、０．５〜１０ｍｍが好ましく、特に、１〜３
ｍｍが好適である。０．５ｍｍより少ないと血液ポンプ
の作成が困難であり、また、１０ｍｍを越えると血液拍
出時にダイヤフラムにしわがより血液の滞留が起こる。
また、環状接触部の面積はダイヤフラムの血液室側の表
面積の１／２５〜１／３程度が好適でであり、特に、１
／１４〜１／５が好適である。１／２５より少ないと血
液ポンプの作成が困難であり、また、１／３を越えると
血液拍出時にダイヤフラムにしわがより血液の滞留が起
こる。The width of the annular contact portion 26 in FIG. 3 (the distance between the contact point between the diaphragm and the inner surface of the housing and the apex of the annular protrusion) is preferably 0.5 to 10 mm, and particularly 1 to 3 mm.
mm is preferred. If it is less than 0.5 mm, it is difficult to make a blood pump, and if it is more than 10 mm, blood is retained more due to wrinkles in the diaphragm during blood ejection.
Further, the area of the annular contact portion is preferably about ⅕ to ⅓ of the surface area of the diaphragm on the blood chamber side.
/ 14 to 1/5 is preferable. If it is less than 1/25, it is difficult to make a blood pump, and if it is more than 1/3, blood is retained more due to wrinkles in the diaphragm during blood ejection.
【００２０】そして、血液室側ハウジング２、第１およ
び第２の逆流防止弁４，５は、可撓性合成樹脂により形
成されている。可撓性合成樹脂としては、ポリ塩化ビニ
ル、塩化ビニル−酢酸ビニル共重合体、塩化ビニル−エ
チレン共重合体、塩化ビニル−塩化ビニリデン共重合
体、ポリ塩化ビニル−ウレタン共重合体、ポリ塩化ビニ
ル−アクリロニトリル共重合体、塩化ビニル−メタクリ
ル酸メチル共重合体、および上記ポリマーと可塑剤とか
らなる軟質ポリ塩化ビニル変性体、ポリウレタンが使用
できる。特に、熱可塑性ポリウレタンが好適である。熱
可塑性ポリウレタンとしては、熱可塑性ポリエーテルポ
リウレタン、熱可塑性ポリエステルポリウレタンのいず
れでもよいが、より好ましくは熱可塑性ポリエーテルポ
リウレタンである。特に、好ましくは、ソフトセグメン
ト部分とハードセグメント部分を有するセグメント化熱
可塑性ポリエーテルポリウレタンである。ソフトセグメ
ントの主成分としては、ポリテトラメチレンエーテルグ
リコール、ポリエチレングリコール、ポリプロピレング
リコールなどが好ましく、ハードセグメントの主成分と
しては、１，４−ブタンジオールなどが好ましい。ま
た、ジイソシアネートとしては、４，４−ジフェニルメ
タンジイソシアネート、トリレンジイソシアネート、
１，６−ヘキサメチレンジイソシネートなどが好適にで
ある。特に好ましいポリウレタン材料としては、ソフト
セグメントの主成分として、ポリテトラメチレンエーテ
ルグリコールを、ハードセグメントの主成分としては、
１，４−ブタンジオールを、ジイソシアネートとして
は、４，４−ジフェニルメタンジイソシアネートを使用
して形成される熱可塑性セングメント化ポリウレタンで
あり、このポリウレタンは、商品名ペレセン２３６３と
して、ダウケミカル日本株式会社により販売されてい
る。The blood chamber housing 2 and the first and second check valves 4 and 5 are made of a flexible synthetic resin. As the flexible synthetic resin, polyvinyl chloride, vinyl chloride-vinyl acetate copolymer, vinyl chloride-ethylene copolymer, vinyl chloride-vinylidene chloride copolymer, polyvinyl chloride-urethane copolymer, polyvinyl chloride -Acrylonitrile copolymers, vinyl chloride-methyl methacrylate copolymers, soft polyvinyl chloride modified products of the above polymers and plasticizers, and polyurethanes can be used. In particular, thermoplastic polyurethane is suitable. The thermoplastic polyurethane may be either a thermoplastic polyether polyurethane or a thermoplastic polyester polyurethane, more preferably a thermoplastic polyether polyurethane. Particularly preferred is a segmented thermoplastic polyether polyurethane having a soft segment portion and a hard segment portion. The main component of the soft segment is preferably polytetramethylene ether glycol, polyethylene glycol, polypropylene glycol or the like, and the main component of the hard segment is preferably 1,4-butanediol or the like. Further, as the diisocyanate, 4,4-diphenylmethane diisocyanate, tolylene diisocyanate,
Preferred is 1,6-hexamethylene diisocyanate. As a particularly preferable polyurethane material, polytetramethylene ether glycol is used as the main component of the soft segment, and as the main component of the hard segment,
1,4-Butanediol is a thermoplastic segmented polyurethane formed using 4,4-diphenylmethane diisocyanate as the diisocyanate, which is sold by Dow Chemical Japan Co., Ltd. under the trade name Peresen 2363. Has been done.
【００２１】駆動流体室側ハウジング３は、図２および
図３に示すように、ほぼ半球状となっており、その中央
より周縁部側に寄った位置に、駆動流体用ポート１１が
設けられており、その流出入ポート１１には、駆動装置
に接続するためのチューブ１２が接続されている。そし
て、ダイヤフラムは、その周縁部が、駆動流体室側ハウ
ジングの周縁に固着されており、駆動流体室側ハウジン
グ３とダイヤフラム１０により駆動流体室２２が形成さ
れている。なお、この実施例では、流入と流出の両者に
用いられる流出入ポートとなっているが、これに限ら
ず、流入ポートと流出ポートの両者を設けてもよい。As shown in FIGS. 2 and 3, the driving fluid chamber side housing 3 has a substantially hemispherical shape, and a driving fluid port 11 is provided at a position closer to the peripheral side from the center thereof. A tube 12 for connecting to a drive device is connected to the inflow / outflow port 11. The peripheral edge of the diaphragm is fixed to the peripheral edge of the drive fluid chamber side housing, and the drive fluid chamber 22 is formed by the drive fluid chamber side housing 3 and the diaphragm 10. In this embodiment, the inflow and outflow ports are used for both inflow and outflow, but the present invention is not limited to this, and both inflow ports and outflow ports may be provided.
【００２２】ダイヤフラム１０は、図２および図３に示
すように、中央部にゆとりを持った状態、いいかえれ
ば、血液室側２１または駆動流体室側２２に中央部が突
出する状態となる。また、ダイヤフラムは、血液室側ハ
ウジングと駆動流体室側ハウジングに周縁部が挟まれた
状態で固着されている。そして、このダイヤフラムは、
駆動流体室２２に駆動流体が流入することにより、血液
室側に変形し、血液室側の体積を減少させると共に、血
液室内の血液を拍出（流出）させ、また、駆動流体室の
駆動流体が吸引されることにより、駆動流体室側に変形
し、血液室側の体積を増加させると共に、血液室内に血
液を流入させる。この繰り返しにより、血液が拍動型血
液ポンプより、間欠的に送血される。そして、この実施
例では、図４に示すように、血液拍出時に、ダイヤフラ
ムの周縁部は環状接触部２６に接触し、両者間に血液を
ほとんど残留させずに、この部分の血液を上部に送る。
さらに、環状突出部２５より、上方のハウジング内面
は、血液拍出時にも、ダイヤフラムとは接触せず、両者
間には、血液室が残存する。As shown in FIGS. 2 and 3, the diaphragm 10 is in a state in which the central portion has a space, in other words, the central portion projects toward the blood chamber side 21 or the driving fluid chamber side 22. Further, the diaphragm is fixed to the blood chamber side housing and the driving fluid chamber side housing in a state where the peripheral edge portion is sandwiched. And this diaphragm is
When the driving fluid flows into the driving fluid chamber 22, the driving fluid is deformed to the blood chamber side, the volume on the blood chamber side is reduced, and the blood in the blood chamber is pumped out (flowed out). Is sucked, it is deformed to the drive fluid chamber side, the volume on the blood chamber side is increased, and blood is allowed to flow into the blood chamber. By repeating this, blood is intermittently sent from the pulsatile blood pump. In this embodiment, as shown in FIG. 4, the peripheral portion of the diaphragm comes into contact with the annular contact portion 26 at the time of pumping the blood, and the blood in this portion is kept in the upper portion with almost no blood remaining between them. send.
Furthermore, the inner surface of the housing above the annular protrusion 25 does not come into contact with the diaphragm even when the blood is pumped, and a blood chamber remains between the two.
【００２３】ダイヤフラム１０および駆動流体室側ハウ
ジング３の形成材料としては、上述の血液室側ハウジン
グにて説明したものが好適に使用できる。As the material for forming the diaphragm 10 and the drive fluid chamber side housing 3, those described in the above blood chamber side housing can be preferably used.
【００２４】そして、ダイヤフラム１０の周縁、血液室
側ハウジング２および駆動流体室側ハウジング３の周縁
の固着は、加熱、高周波または超音波による熱融着、接
着剤、溶剤などにより行うことができるが、固着時にお
けるダイヤフラムの物性の変化をより少ないものとする
ために、それらを熱可塑性合成樹脂により成型し、かつ
熱融着することが好ましい。The peripheral edge of the diaphragm 10 and the peripheral edges of the blood chamber side housing 2 and the drive fluid chamber side housing 3 can be fixed by heating, heat fusion by high frequency or ultrasonic waves, an adhesive, a solvent or the like. In order to reduce the change in the physical properties of the diaphragm at the time of fixing, it is preferable to mold them with a thermoplastic synthetic resin and heat-bond them.
【００２５】さらに、拍動型血液ポンプの逆流防止弁を
含む血液接触部は、オゾン処理により生成された基材表
面の酸化物中に含まれる官能基と、ヘパリンのアミノ基
とが、直接、または少なくとも一種のカップリング剤を
介して共有結合した抗血栓性表面となっていることが好
ましい。このようにすれば、溶剤を使用することなく、
血液接触部にヘパリンが固定されるので、血液接触部を
形成する基材の物性の変化、具体的には、可撓性、弾
性、強度などの低下が少ない。Further, in the blood contact portion including the check valve of the pulsatile blood pump, the functional group contained in the oxide on the surface of the base material generated by the ozone treatment and the amino group of heparin directly react with each other. Alternatively, it preferably has an antithrombotic surface covalently bonded via at least one coupling agent. In this way, without using a solvent,
Since heparin is fixed to the blood contact portion, changes in the physical properties of the base material forming the blood contact portion, specifically, reduction in flexibility, elasticity, strength, etc., are small.
【００２６】オゾン処理によって基材表面に形成される
酸化物中には、種々の官能基、例えば、アルデヒド、ケ
トン、エポキシなど反応性の高い官能基が生成される。Various functional groups, for example, highly reactive functional groups such as aldehydes, ketones, and epoxies are formed in the oxide formed on the surface of the substrate by the ozone treatment.
【００２７】そして、これらの官能基に直接官能基を結
合させることも可能であるが、立体障害等の問題も有
り、これらの官能基にスペーサー（カップリング剤）を
導入し、ヘパリンを固定する方法が、容易で、しかも表
面のヘパリン活性発現の点からも有用である。カップリ
ング剤としては、１種または２種以上のものを用いても
よく、また２つ以上のアルデヒド基や、エポキシ基を有
する化合物が好適に用いられる。Although it is possible to directly bond a functional group to these functional groups, there is a problem such as steric hindrance, and a spacer (coupling agent) is introduced into these functional groups to fix heparin. The method is easy and is useful in terms of surface heparin activity expression. As the coupling agent, one kind or two or more kinds may be used, and a compound having two or more aldehyde groups and an epoxy group is preferably used.
【００２８】また、複数種のカップリング剤を用いる場
合は、基材上に導入された上記官能基にアミノ基等の官
能基を２つ以上有する化合物からなるカップリング剤
（スペーサ用カップリング剤）を予め結合させて基材に
アミノ酸等を導入した後、ヘパリンを２つ以上のアルデ
ヒド基やエポキシ基を有する化合物からなるカップリン
グ剤（ヘパリン固定用カップリング剤）を用いて基材に
結合させる事が好ましい。さらにはヘパリンを結合する
際に、カップリング剤をヘパリンと同時、あるいはヘパ
リン投入以降に反応系内に投入することが好ましい。When a plurality of types of coupling agents are used, a coupling agent (a coupling agent for spacers) composed of a compound having two or more functional groups such as amino groups in the above-mentioned functional groups introduced on the substrate is used. ) Is previously bound to introduce amino acids and the like into the base material, and then heparin is bound to the base material using a coupling agent (a coupling agent for fixing heparin) composed of a compound having two or more aldehyde groups or epoxy groups. It is preferable to let it do. Furthermore, when heparin is bound, it is preferable to introduce the coupling agent into the reaction system simultaneously with heparin or after the introduction of heparin.
【００２９】特に、スペーサ用カップリング剤を用い
て、アミノ基を導入すれば、ヘパリンのアミノ基と反応
系内でほぼ同様な反応性を示すので、より効果的に後者
のヘパリン固定用カップリング剤によるヘパリンの基材
への固定を行わせることができる。In particular, when an amino group is introduced by using a spacer coupling agent, it exhibits almost the same reactivity in the reaction system as the amino group of heparin, so that the latter coupling for fixing heparin is more effective. Heparin can be fixed to the base material by the agent.
【００３０】また、ヘパリンと直接結合するカップリン
グ剤の官能基または基材に導入された官能基がアルデヒ
ド基である場合は、ヘパリンとして、ヘパリンのＮ−硫
酸基の一部を脱硫化して第１級アミノ化したものを用い
ることが好ましい。When the functional group of the coupling agent that directly binds to heparin or the functional group introduced into the base material is an aldehyde group, a part of the N-sulfate group of heparin is desulfurized as heparin. It is preferable to use a primary amination product.
【００３１】スペーサ用カップリング剤としては、基材
上のオゾン処理により得た官能基と結合（共有結合）
し、かつ２つ以上の第１級アミノ基を有するものが好ま
しい。アミノ基を２つ以上有するスペーサ用カップリン
グ剤としては、ポリエチエレンイミン（ＰＥＩ）、ポリ
エチレングリコールジアミン、エチレンジアミン、テト
ラメチレンジアミン等が挙げられる。As the spacer coupling agent, a bond (covalent bond) with a functional group obtained by ozone treatment on a substrate is used.
However, those having two or more primary amino groups are preferred. Examples of the spacer coupling agent having two or more amino groups include polyethyleneimine (PEI), polyethylene glycol diamine, ethylene diamine, and tetramethylene diamine.
【００３２】ヘパリンを基材に固定するために使用され
るカップリング剤としては、アルデヒド化合物、エポキ
シ化合物が好適に使用できる。アルデヒド化合物として
は、グルタルアルデヒド、グリオキサール、スクシンジ
アルデヒド、エポキシ化合物としては、ポリエチレング
リコールジグリシジルエーテル、１，４−ブタンジオー
ル−ジグリシジルエーテル、ソルビトールジグリシジル
エーテル、グリセロールジグリシジルエーテルなどが好
適に使用される。Aldehyde compounds and epoxy compounds can be preferably used as the coupling agent used for fixing heparin to the substrate. As the aldehyde compound, glutaraldehyde, glyoxal, succindialdehyde, and as the epoxy compound, polyethylene glycol diglycidyl ether, 1,4-butanediol-diglycidyl ether, sorbitol diglycidyl ether, glycerol diglycidyl ether, and the like are preferably used. Is done.
【００３３】具体的には、エポキシ化合物がソルビトー
ルジグリシジルエーテルであるデナコール ＥＸ−４２
１、５２１、６１１、６１２、６１４、６１４Ｂ）、ジ
エポキシ化合物がグリセロールジグリシジルエーテルで
あるデナコール ＥＸ−３１３、ジエポキシ化合物がポ
リエチレングリコールグリジジルエーテルであるＥＸ−
８１０、８１１、８５１、８２１、８３０、８３２、８
４１、８６１（ナガセ化成社製）等が挙げられる。 さ
らにエポキシの反応性の違いから、デナコールＥＸ−３
１３、４２１、５１２、５２１、８１０、８１１、８２
１、８５１等が更に好ましい。Specifically, Denacol EX-42 in which the epoxy compound is sorbitol diglycidyl ether is used.
1, 521, 611, 612, 614, 614B), the diepoxy compound is glycerol diglycidyl ether, Denacol EX-313, and the diepoxy compound is polyethylene glycol glycidyl ether, EX-.
810, 811, 851, 821, 830, 832, 8
41, 861 (manufactured by Nagase Kasei Co., Ltd.) and the like. Furthermore, due to the difference in the reactivity of the epoxy, Denacol EX-3
13, 421, 512, 521, 810, 811, 82
1, 851 and the like are more preferable.
【００３４】そして、上記のヘパリン固定では、基材に
固定されたポリエチレンイミンとグルタールアルデヒド
の結合、グルタールアルデヒドとヘパリンの結合はすべ
て共有結合であり、ヘパリンの離脱が少ない。In the above immobilization of heparin, all the bonds of polyethyleneimine and glutaraldehyde and the bonds of glutaraldehyde and heparin, which are fixed to the base material, are covalent bonds, so that heparin is hardly released.
【００３５】[0035]
【実施例】以下に本発明を実施例を挙げて具体的に説明
する。EXAMPLES The present invention will be specifically described below with reference to examples.
【００３６】熱可塑性かつ可撓性を有するセグメント化
ポリウレタン（ペレセン２３６３−８０ＡＥ）を用い
て、血液室側ハウジング、駆動流体室側ハウジング、ダ
イヤフラム、図１に示すような構造の二尖弁タイプの逆
流防止弁、図１ないし図３に示すような構造の三尖弁タ
イプの逆流防止弁、接続チューブを形成し、ダイヤフラ
ムとそれぞれのハウジングは、周縁部を高周波加熱によ
り、熱融着した。また、それぞれの逆流防止弁および接
続チューブは、血液ポートにポリウレタン系接着剤を用
いて、固着し、図１ないし図３に示すような血液室最大
容積約３０ｍｌ、ストロークボリューム約２０ｍｌの拍
動型血液ポンプ組立体を数個作成した。Using a segmented polyurethane (Perecene 2363-80AE) having thermoplasticity and flexibility, a blood chamber side housing, a driving fluid chamber side housing, a diaphragm, and a bicuspid valve type structure having the structure shown in FIG. 1 are used. A check valve, a tricuspid type check valve having a structure as shown in FIGS. 1 to 3 and a connecting tube were formed. The peripheral edges of the diaphragm and each housing were heat-sealed by high frequency heating. Further, each of the check valves and the connecting tubes are fixed to the blood port by using a polyurethane adhesive, and the blood chamber has a maximum volume of about 30 ml and a stroke volume of about 20 ml as shown in FIGS. Several blood pump assemblies were made.
【００３７】図３における環状接触部２６の幅は、２ｍ
ｍ、環状接触部の面積は、３３３ｍｍ2、ダイヤフラム
の血液室側の表面積は、２０４０ｍｍ2であった。The width of the annular contact portion 26 in FIG. 3 is 2 m.
m, the area of the annular contact portion was 333 mm 2 , and the surface area of the diaphragm on the blood chamber side was 2040 mm 2 .
【００３８】そして、２つの接続チューブにオゾン発生
機（日本オゾン（株））を接続し、濃度２５ｇ／ｍ3、
流量０．８ｌ／ｍｉｎ，温度２５℃で１０分処理した。
オゾン処理は、拍動型血液ポンプの２つのチューブにオ
ゾン発生機のチューブを接続し、最初は、血液流入ポー
ト側より、オゾンを流入させて行い、その終了後、血液
流出ポート側よりもオゾンを流入させ、拍動型血液ポン
プの血液接触部、特に、逆流防止弁の表裏両面に確実に
オゾンを接触させた。An ozone generator (Nippon Ozone Co., Ltd.) was connected to the two connecting tubes, and the concentration was 25 g / m 3 ,
Processing was performed at a flow rate of 0.8 l / min and a temperature of 25 ° C. for 10 minutes.
Ozone treatment is performed by connecting the tube of the ozone generator to the two tubes of the pulsatile blood pump. First, ozone is allowed to flow in from the blood inflow port side, and after that, ozone is supplied from the blood outflow port side. Then, ozone was surely brought into contact with the blood contact portion of the pulsatile blood pump, particularly, the front and back surfaces of the check valve.
【００３９】市販のヘパリンを蒸留水に溶かし、１０％
溶液を作製した。このヘパリン溶液１ｍｌを５．５Ｎ硫
酸０．４ｍｌ中に入れ、９７℃で１０分間インキュベー
トした。得られたヘパリン中の全アミノ基内の第１級ア
ミノ基は、ヘパリンが最初から有するものおよびＮ−硫
酸部位が脱硫酸化されて第１級アミノ化されたものを含
めて１１％であった。Commercially available heparin was dissolved in distilled water to obtain 10%.
A solution was made. 1 ml of this heparin solution was placed in 0.4 ml of 5.5N sulfuric acid and incubated at 97 ° C. for 10 minutes. The primary amino groups in all the amino groups in the obtained heparin were 11% including those which heparin originally had and those which were primary amination by desulfating the N-sulfate site. .
【００４０】上記のオゾン処理した拍動型血液ポンプ組
立体の血液接触部位（逆流防止弁、接続チューブを含
む）内に、ｐＨ１０に調整した０．５％ポリエチレンイ
ミン水溶液（ＰＦＩ）（ＢＡＳＦ社）を充填し、４５
℃、２４時間放置した。そして、ポリエチレンイミン水
溶液を排出した後、水洗した。上記のようにして調製し
た一部脱硫酸化ヘパリンの０．２％水溶液（ｐＨ４．０
酢酸緩衝液）を作製し、このヘパリン水溶液をポリエチ
レンイミン処理した人工心臓組立体の血液接触部位（逆
流防止弁、接続チューブを含む）内に充填し、４５℃、
２４時間放置した。そして、ヘパリン水溶液を排出した
後、乾燥させた。続いて、１．０％グルタルアルデヒド
水溶液（ｐＨ４．０酢酸緩衝液）を、ヘパリン処理した
人工心臓組立体の血液接触部位（逆流防止弁、接続チュ
ーブを含む）内に充填し、室温で２４時間放置した。そ
して、グルタールアルデヒド水溶液を排出した後、水洗
した。続いて１％ＮａＢＨ4水溶液（ｐＨ１０炭酸緩衝
液）を、グルタールアルデヒド処理した人工心臓組立体
の血液接触部位（逆流防止弁、接続チューブを含む）内
に充填し、室温で４時間放置したのち、排出し、水洗し
た後、乾燥させた。これにより、本発明の拍動型血液ポ
ンプを作成した。A 0.5% aqueous solution of polyethyleneimine (PFI) adjusted to pH 10 (PFI) (BASF) in the blood contact site (including the check valve and the connecting tube) of the above-mentioned ozone-treated pulsatile blood pump assembly. Filled with 45
C. and left for 24 hours. Then, the polyethyleneimine aqueous solution was discharged and then washed with water. A 0.2% aqueous solution of partially desulfated heparin (pH 4.0) prepared as described above.
(Acetic acid buffer) was prepared, and this heparin aqueous solution was filled into the blood contact site (including the check valve and the connecting tube) of the artificial heart assembly treated with polyethyleneimine, and the mixture was filled at 45 ° C.
It was left for 24 hours. Then, the heparin aqueous solution was discharged and then dried. Subsequently, 1.0% glutaraldehyde aqueous solution (pH 4.0 acetate buffer) was filled into the blood contact site (including the check valve and the connecting tube) of the heparinized artificial heart assembly, and the mixture was kept at room temperature for 24 hours. I left it. Then, the glutaraldehyde aqueous solution was discharged and then washed with water. Subsequently, a 1% NaBH 4 aqueous solution (pH 10 carbonate buffer) was filled into the blood contact site (including the check valve and the connecting tube) of the glutaraldehyde-treated artificial heart assembly, and left at room temperature for 4 hours. It was discharged, washed with water, and dried. This produced the pulsatile blood pump of the present invention.
【００４１】抗血栓処理を行わない、上述の環状突出部
を形成した拍動型血液ポンプを比較例１とした。また、
上述の環状突出部を形成せず、よって、環状接触部も形
成されない以外は、実施例と同様に作成した拍動型血液
ポンプを比較例２とした。Comparative Example 1 was a pulsatile blood pump in which the above-mentioned annular protrusion was formed without antithrombotic treatment. Also,
A pulsatile blood pump prepared in the same manner as in Example 1 except that the above-mentioned annular protruding portion was not formed, and thus the annular contact portion was not formed, was used as Comparative Example 2.
【００４２】［実験］実施例および比較例１、２の拍動
型血液ポンプを用いて、成羊による慢性左心補助実験を
行った。成羊としては、体重６０ｋｇのもの用い、拍動
型血液ポンプの駆動は、拍動型血液ポンプ駆動装置（商
品名ＩＡＢＰ−ＰＡＤ駆動装置、日本ゼオン株式会社
製）を用い、駆動モードは、８０ｂｐｍ固定にて行っ
た。[Experiment] Using the pulsatile blood pumps of Examples and Comparative Examples 1 and 2, a chronic left-heart assist experiment was carried out by adult sheep. An adult sheep weighing 60 kg was used, and a pulsatile blood pump driving device (brand name IABP-PAD driving device, manufactured by Nippon Zeon Co., Ltd.) was used to drive the pulsating blood pump, and the driving mode was 80 bpm. It was fixed.
【００４３】そして、血栓の形成を確認したところ、比
較例１の拍動型血液ポンプでは、７日目当たりより、ダ
イヤフラムの周縁部に血栓の形成が見られた。また、比
較例２の拍動型血液ポンプでは、３日目当たりより、ダ
イヤフラムの周縁部に血栓の形成が見られた。実施例の
拍動型血液ポンプでは、１４日経過しても、ダイヤフラ
ムの周縁部での血栓の形成は見られなかった。When thrombus formation was confirmed, in the pulsatile blood pump of Comparative Example 1, thrombus formation was found around the peripheral edge of the diaphragm from about the 7th day. Further, in the pulsatile blood pump of Comparative Example 2, thrombus formation was observed at the peripheral edge of the diaphragm from around the third day. In the pulsatile blood pump of Example, formation of thrombus was not observed at the peripheral edge of the diaphragm even after 14 days.
【００４４】[0044]
【発明の効果】本発明の拍動型血液ポンプは、ハウジン
グと、該ハウジング内を血液室と駆動流体流入室とに区
分する可撓性ダイヤフラムと、前記血液室に連通する血
液流入ポートと血液流出ポートと、前記駆動流体流入室
と連通する駆動流体用ポートとを有する拍動型血液ポン
プであって、前記ハウジングは、前記可撓性ダイヤフラ
ムの近傍であって、かつ血液室内方に突出する環状突出
部と、該環状突出部と前記可撓性ダイヤフラム間の前記
ハウジング内面により形成され、前記ポンプの血液拍出
時に前記ダイヤフラムと接触する環状接触部と、前記環
状突出部の血液流出口側の前記ハウジング内面により形
成され、前記ポンプの血液拍出時に、前記ダイヤフラム
と接触しない非接触部とを有する。このため、血液拍出
時に、ダイヤフラムは、ハウジングの環状接触部に接触
し、両者間に血液が残留することが少なく、ダイヤフラ
ムの周縁部での血液残留に起因する血栓形成が少ない。The pulsatile blood pump of the present invention includes a housing, a flexible diaphragm that divides the housing into a blood chamber and a driving fluid inflow chamber, a blood inflow port that communicates with the blood chamber, and a blood. A pulsatile blood pump having an outflow port and a drive fluid port communicating with the drive fluid inflow chamber, wherein the housing protrudes into the blood chamber in the vicinity of the flexible diaphragm. An annular protruding portion, an annular contact portion formed by the inner surface of the housing between the annular protruding portion and the flexible diaphragm, and contacting the diaphragm during blood pumping of the pump, and a blood outlet side of the annular protruding portion. A non-contact portion which is formed by the inner surface of the housing and which does not come into contact with the diaphragm at the time of pumping blood from the pump. For this reason, when the blood is pumped, the diaphragm contacts the annular contact portion of the housing, blood is less likely to remain between the two, and thrombus formation due to blood remaining at the peripheral portion of the diaphragm is less likely to occur.
【図１】図１は、本発明の拍動型血液ポンプの平面図で
ある。FIG. 1 is a plan view of a pulsatile blood pump of the present invention.
【図２】図２は、本発明の拍動型血液ポンプの右面図で
ある。FIG. 2 is a right side view of the pulsatile blood pump of the present invention.
【図３】図３は、本発明の拍動型血液ポンプの中央断面
図である。FIG. 3 is a central sectional view of the pulsatile blood pump of the present invention.
【図４】図４は、本発明の拍動型血液ポンプの作用を説
明するための説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining the action of the pulsatile blood pump of the present invention.
１ 拍動型血液ポンプ ２ 血液室側ハウジング ３ 駆動流体室側ハウジング ４ 血液流入ポート ５ 血液流出ポート ６ 逆流防止弁 ７ 逆流防止弁 ８ 血液流入側接続チューブ ９ 血液流出側接続チューブ １０ ダイヤフラム １１ 駆動流体出入ポート １２ 駆動装置に接続するためのチューブ ２１ 血液室 ２２ 駆動流体室 ２５ 環状突出部 ２６ 環状接触部 ２７ 環状非接触部 1 Pulsatile blood pump 2 Blood chamber side housing 3 Drive fluid chamber side housing 4 Blood inflow port 5 Blood outflow port 6 Backflow prevention valve 7 Backflow prevention valve 8 Blood inflow side connection tube 9 Blood outflow side connection tube 10 Diaphragm 11 Driving fluid Entry / exit port 12 Tube for connecting to drive device 21 Blood chamber 22 Drive fluid chamber 25 Annular protrusion 26 Annular contact part 27 Annular non-contact part
Claims (3)
と駆動流体流入室とに区分する可撓性ダイヤフラムと、
前記血液室に連通する血液流入ポートと血液流出ポート
と、前記駆動流体流入室と連通する駆動流体用ポートと
を有する拍動型血液ポンプであって、前記ハウジング
は、前記可撓性ダイヤフラムの近傍であって、かつ血液
室内方に突出する環状突出部と、該環状突出部と前記可
撓性ダイヤフラム間の前記ハウジング内面により形成さ
れ、前記ポンプの血液拍出時に前記ダイヤフラムと接触
する環状接触部と、前記環状突出部の血液流出口側の前
記ハウジング内面により形成され、前記ポンプの血液拍
出時に、前記ダイヤフラムと接触しない非接触部とを有
することを特徴とする拍動型血液ポンプ。1. A housing, and a flexible diaphragm dividing the interior of the housing into a blood chamber and a driving fluid inflow chamber,
A pulsatile blood pump having a blood inflow port and a blood outflow port communicating with the blood chamber, and a drive fluid port communicating with the drive fluid inflow chamber, wherein the housing is in the vicinity of the flexible diaphragm. And an annular contact portion that is formed by an annular protrusion that protrudes toward the blood chamber and an inner surface of the housing between the annular protrusion and the flexible diaphragm and that contacts the diaphragm when the pump pumps blood. And a non-contact portion which is formed by the inner surface of the housing on the blood outlet side of the annular protrusion and which does not come into contact with the diaphragm at the time of pumping blood from the pump.
ｍである請求項１に記載の拍動型血液ポンプ。2. The width of the annular contact portion is 0.5 to 10 m.
The pulsatile blood pump according to claim 1, which is m.
ハウジング内面の全体が、前記可撓性ダイヤフラムが前
記血液室内の血液を拍出状態にて、前記ダイヤフラムと
接触しない非接触部となっている請求項１または２に記
載の拍動型血液ポンプ。3. The entire inner surface of the housing on the blood outlet side of the annular protrusion is a non-contact portion that does not come into contact with the diaphragm when the flexible diaphragm pumps blood in the blood chamber. The pulsatile blood pump according to claim 1 or 2.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7257321A JPH0999060A (en) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Pulsatile blood pump |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7257321A JPH0999060A (en) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Pulsatile blood pump |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0999060A true JPH0999060A (en) | 1997-04-15 |
Family
ID=17304742
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7257321A Pending JPH0999060A (en) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Pulsatile blood pump |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0999060A (en) |
Cited By (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004508911A (en) * | 2000-09-20 | 2004-03-25 | フレゼニウス メディカル ケアー ドイチュラント ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | valve |
| JP2009533154A (en) * | 2006-04-14 | 2009-09-17 | デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ | Fluid pumping, heat exchange, heat detection and conductivity detection systems, instruments and methods |
| CN102641525A (en) * | 2012-05-07 | 2012-08-22 | 暨南大学 | Multi-purpose extracorporeal double-ventricle circulation auxiliary pulsation type blood pump |
| US8888470B2 (en) | 2007-02-27 | 2014-11-18 | Deka Products Limited Partnership | Pumping cassette |
| US8992189B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-03-31 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
| US8992075B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-03-31 | Deka Products Limited Partnership | Sensor apparatus systems, devices and methods |
| US9028691B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-05-12 | Deka Products Limited Partnership | Blood circuit assembly for a hemodialysis system |
| US9115708B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-08-25 | Deka Products Limited Partnership | Fluid balancing systems and methods |
| US9302037B2 (en) | 2007-02-27 | 2016-04-05 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis systems and methods |
| US9358332B2 (en) | 2008-01-23 | 2016-06-07 | Deka Products Limited Partnership | Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines |
| US9494150B2 (en) | 1999-07-20 | 2016-11-15 | Deka Products Limited Partnership | Pump chamber configured to contain a residual fluid volume for inhibiting the pumping of a gas |
| US9517295B2 (en) | 2007-02-27 | 2016-12-13 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US9539379B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-01-10 | Deka Products Limited Partnership | Enclosure for a portable hemodialysis system |
| US9561317B2 (en) | 2002-04-11 | 2017-02-07 | Deka Products Limited Partnership | System and method for delivering a target volume of fluid |
| US9597442B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-03-21 | Deka Products Limited Partnership | Air trap for a medical infusion device |
| US9603985B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-03-28 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US9724458B2 (en) | 2011-05-24 | 2017-08-08 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis system |
| US10201650B2 (en) | 2009-10-30 | 2019-02-12 | Deka Products Limited Partnership | Apparatus and method for detecting disconnection of an intravascular access device |
| US10443591B2 (en) | 2006-04-14 | 2019-10-15 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US10441697B2 (en) | 2007-02-27 | 2019-10-15 | Deka Products Limited Partnership | Modular assembly for a portable hemodialysis system |
| US10537671B2 (en) | 2006-04-14 | 2020-01-21 | Deka Products Limited Partnership | Automated control mechanisms in a hemodialysis apparatus |
-
1995
- 1995-10-04 JP JP7257321A patent/JPH0999060A/en active Pending
Cited By (40)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9494150B2 (en) | 1999-07-20 | 2016-11-15 | Deka Products Limited Partnership | Pump chamber configured to contain a residual fluid volume for inhibiting the pumping of a gas |
| JP2004508911A (en) * | 2000-09-20 | 2004-03-25 | フレゼニウス メディカル ケアー ドイチュラント ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | valve |
| US10576194B2 (en) | 2002-04-11 | 2020-03-03 | Deka Products Limited Partnership | System and method for delivering a target volume of fluid |
| US9713667B2 (en) | 2002-04-11 | 2017-07-25 | Deka Products Limited Partnership | System and method for delivering a target volume of fluid |
| US9561318B2 (en) | 2002-04-11 | 2017-02-07 | Deka Products Limited Partnership | System and method for delivering a target volume of fluid |
| US9561317B2 (en) | 2002-04-11 | 2017-02-07 | Deka Products Limited Partnership | System and method for delivering a target volume of fluid |
| US10302075B2 (en) | 2006-04-14 | 2019-05-28 | Deka Products Limited Partnership | Fluid pumping systems, devices and methods |
| US8968232B2 (en) | 2006-04-14 | 2015-03-03 | Deka Products Limited Partnership | Heat exchange systems, devices and methods |
| US12044229B2 (en) | 2006-04-14 | 2024-07-23 | Deka Products Limited Partnership | Fluid pumping systems, devices and methods |
| JP2009533154A (en) * | 2006-04-14 | 2009-09-17 | デカ・プロダクツ・リミテッド・パートナーシップ | Fluid pumping, heat exchange, heat detection and conductivity detection systems, instruments and methods |
| US10537671B2 (en) | 2006-04-14 | 2020-01-21 | Deka Products Limited Partnership | Automated control mechanisms in a hemodialysis apparatus |
| US10443591B2 (en) | 2006-04-14 | 2019-10-15 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US8870549B2 (en) | 2006-04-14 | 2014-10-28 | Deka Products Limited Partnership | Fluid pumping systems, devices and methods |
| US9517295B2 (en) | 2007-02-27 | 2016-12-13 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US9951768B2 (en) | 2007-02-27 | 2018-04-24 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
| US8992189B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-03-31 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
| US9535021B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-01-03 | Deka Products Limited Partnership | Sensor apparatus systems, devices and methods |
| US9539379B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-01-10 | Deka Products Limited Partnership | Enclosure for a portable hemodialysis system |
| US9555179B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-01-31 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis systems and methods |
| US8992075B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-03-31 | Deka Products Limited Partnership | Sensor apparatus systems, devices and methods |
| US8888470B2 (en) | 2007-02-27 | 2014-11-18 | Deka Products Limited Partnership | Pumping cassette |
| US9597442B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-03-21 | Deka Products Limited Partnership | Air trap for a medical infusion device |
| US9603985B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-03-28 | Deka Products Limited Partnership | Blood treatment systems and methods |
| US9677554B2 (en) | 2007-02-27 | 2017-06-13 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
| US9302037B2 (en) | 2007-02-27 | 2016-04-05 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis systems and methods |
| US9028691B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-05-12 | Deka Products Limited Partnership | Blood circuit assembly for a hemodialysis system |
| US8985133B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-03-24 | Deka Products Limited Partnership | Cassette system integrated apparatus |
| US9987407B2 (en) | 2007-02-27 | 2018-06-05 | Deka Products Limited Partnership | Blood circuit assembly for a hemodialysis system |
| US9115708B2 (en) | 2007-02-27 | 2015-08-25 | Deka Products Limited Partnership | Fluid balancing systems and methods |
| US10500327B2 (en) | 2007-02-27 | 2019-12-10 | Deka Products Limited Partnership | Blood circuit assembly for a hemodialysis system |
| US10441697B2 (en) | 2007-02-27 | 2019-10-15 | Deka Products Limited Partnership | Modular assembly for a portable hemodialysis system |
| US9272082B2 (en) | 2007-02-27 | 2016-03-01 | Deka Products Limited Partnership | Pumping cassette |
| US10265451B2 (en) | 2008-01-23 | 2019-04-23 | Deka Products Limited Partnership | Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines |
| US11478577B2 (en) | 2008-01-23 | 2022-10-25 | Deka Products Limited Partnership | Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines |
| US11511024B2 (en) | 2008-01-23 | 2022-11-29 | Deka Products Limited Partnership | Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines |
| US9358332B2 (en) | 2008-01-23 | 2016-06-07 | Deka Products Limited Partnership | Pump cassette and methods for use in medical treatment system using a plurality of fluid lines |
| US10201650B2 (en) | 2009-10-30 | 2019-02-12 | Deka Products Limited Partnership | Apparatus and method for detecting disconnection of an intravascular access device |
| US9724458B2 (en) | 2011-05-24 | 2017-08-08 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis system |
| US10780213B2 (en) | 2011-05-24 | 2020-09-22 | Deka Products Limited Partnership | Hemodialysis system |
| CN102641525A (en) * | 2012-05-07 | 2012-08-22 | 暨南大学 | Multi-purpose extracorporeal double-ventricle circulation auxiliary pulsation type blood pump |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH0999060A (en) | Pulsatile blood pump | |
| US11376413B2 (en) | Adult and pediatric extracorporeal life support system with heparin treated oxygenator surface and magnetic levitation motor | |
| KR101066569B1 (en) | Polymer valve and pulsatile conduit-type vad using the same | |
| GB2112471A (en) | Blood pumps and methods of manufacturing blood pumps | |
| JPH07178161A (en) | Medical instrument | |
| JP2888609B2 (en) | Blood assist circulator | |
| CN106668965A (en) | Balloon counterpulsation driven mechanical auxiliary circulating device with valves | |
| JPH06105902A (en) | Auxiliary artificial heart and its production | |
| JPS6359707B2 (en) | ||
| JPH07136247A (en) | Centrifugal pump for blood | |
| EP0870515A1 (en) | Blood reservoir, storing and delivery member, drive unit | |
| Phillips | The artificial heart: History and current status | |
| Imachi et al. | Calcification and thrombus formation on polymer surfaces of an artificial heart | |
| CN114367032B (en) | Flexible diaphragm, electromagnetic driving bag type artificial heart and control method | |
| JPH07265410A (en) | Balloon catheter for intra-aorta use and auxiliary circulating device for blood | |
| Imachi | Implant science of artificial organ: Design for success | |
| Engelman et al. | Left heart bypass without anticoagulation | |
| JPH0451183B2 (en) | ||
| JPH02161953A (en) | Artificial lung-containing artificial heart | |
| JPH0337667B2 (en) | ||
| JPH0447581B2 (en) | ||
| JPH0416676Y2 (en) | ||
| JPH03126465A (en) | Artificial cardiopulmonary device | |
| JPH0411717Y2 (en) | ||
| JP3251481B2 (en) | Blood reservoir and blood delivery equipment |