JP2002540902A - Dynamic bubble trap - Google Patents
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Abstract
(57)【要約】 気泡を血液から除去する装置であって、内壁（１６）と外壁（１４）を有すると共に、長手方向軸（２８）を有する細長い気泡トラップ本体（１２）と；第１血液入口（２２）及び第１血液出口（２４）と；前記入口（２２）と前記出口（２４）との間に位置する径方向加速部分（４４）とから成り、前記径方向加速部分（４４）が、中央体と前記内壁（１６）との間を延びる、中央体につながれたブレード（２０）であって、血液を前記第１血液入口（２２）から受け取り血流に回転運動を与えるために、前記第１血液入口（２２）と前記第１血液出口（２４）をつなぐ少なくとも１つのらせん通路を形成するブレード（２０）と；前記加速部分（４４）は公称外径Ｄを有することと；前記第１出口（２４）が前記加速部分（４４）の下流に位置することと；前記第２血液出口（２６）は前記分離部分から下流に血流の方向へ長さＬだけ離れて位置することと；前記第２出口（２６）は前記分離部分から長さＬだけ離れて位置すると共に前記第１出口（２４）の上流にあり、Ｌは加速部分（４４）の外径Ｄよりも少なくとも３倍大きいこととを備えた装置。 (57) Abstract: An apparatus for removing air bubbles from blood, comprising: an elongated bubble trap body (12) having an inner wall (16) and an outer wall (14), and having a longitudinal axis (28); An inlet (22) and a first blood outlet (24); a radial acceleration portion (44) located between the inlet (22) and the outlet (24), wherein the radial acceleration portion (44). A blade (20) connected to the central body extending between the central body and said inner wall (16) for receiving blood from said first blood inlet (22) and for imparting a rotational movement to the blood flow; A blade (20) defining at least one helical passage connecting the first blood inlet (22) and the first blood outlet (24); the accelerating portion (44) having a nominal outer diameter D; The first outlet (24) is connected to the acceleration portion ( 4); the second blood outlet (26) is located downstream from the separation portion by a length L in the direction of blood flow; and the second outlet (26) is An apparatus located at a distance L from the separation portion and upstream of said first outlet (24), wherein L is at least three times greater than the outer diameter D of the acceleration portion (44).
Description
【０００１】 （発明の属する技術分野） 本発明は一般に、血液の体外循環から気泡を除去するために使用される「気泡
トラップ」装置に関する。[0001] The present invention relates generally to "bubble trap" devices used to remove air bubbles from the extracorporeal circulation of blood.
【０００２】 （発明の背景） 心臓切開手術や他の現行の外科手術では、患者の血液が体外血液ポンプ・酸素
付加器システムに送られる必要がある。血液の潅流を体外で支持することにより
、空気が循環している血液に混入する機会が多くなる。従って「気泡トラップ」
と呼ばれる目の細かいメッシュフィルタを血流還流カニューレの近くに配置する
ことが慣行となっている。この装置は、気泡が体内に導入される前に気泡を捕獲
するように働く。気泡により塞栓症が血管内で起こる可能性があることはよく知
られているため、そのような働きは、非常に重要な安全予防策である。心臓切開
手術に一般に使用される通常の大動脈還流カニューレは、脳に連絡している血管
の近くに配置されるため、小さな気泡による脳卒中の可能性は顕著な臨床上の問
題となっている。最近の証拠によると、非常に小さなマイクロ気泡でさえも潅流
術に望ましくないことが示唆されている。BACKGROUND OF THE INVENTION [0002] Open heart surgery and other current surgeries require that the patient's blood be sent to an extracorporeal blood pump and oxygenator system. Supporting blood perfusion outside the body increases the chance that air will enter the circulating blood. Therefore "bubble trap"
It is customary to place a fine mesh filter, called a "close" filter, near the perfusion cannula. This device acts to trap the bubbles before they are introduced into the body. Such action is a very important safety precaution, as it is well known that air bubbles can cause embolism in blood vessels. Since the conventional aortic reflux cannula commonly used in open-heart surgery is placed near the blood vessels that connect to the brain, the potential for stroke from small bubbles is a significant clinical problem. Recent evidence suggests that even very small microbubbles are undesirable for perfusion.
【０００３】 直径が数マイクロメートルしかない気泡は、従来のフィルタ技術を用いて除去
することができない。小さな気泡を「捕獲（トラップ）」するのに十分小さい多
孔性メッシュフィルタは、非常に高い流体抵抗を有するため、メッシュの両側の
差圧が非常に高くなり、これは望ましくない。このため、とりわけ、気泡トラッ
プ技術の改良が絶えず要求されている。[0003] Bubbles that are only a few micrometers in diameter cannot be removed using conventional filter technology. Porous mesh filters that are small enough to "trap" small air bubbles have very high fluid resistance, resulting in very high differential pressures across the mesh, which is undesirable. For this reason, among other things, there is a constant need for improvements in bubble trap technology.
【０００４】 （発明の概要） 本発明の気泡トラップは外部の「血液ループ」に挿入され、血液は該動的気泡
トラップを通るよう血液ポンプで圧送される。通常、気泡トラップ装置は、患者
に血液を送るのに先立って、気泡除去用の最終フィルタとして機能するよう、出
口カニューレのちょうど前方に配置される。気泡トラップ装置は血流を２つの流
れに分離する。第１の流れは完全に気泡を含まず、患者に運ばれる。第２の流れ
は第１の流れより小さく、流れて来る血流から除去されたマイクロ気泡を含んで
いる。第２の流れは、さらに脱気するために、トラップの上流で体外循環へ還流
される。SUMMARY OF THE INVENTION The bubble trap of the present invention is inserted into an external "blood loop" and blood is pumped through the dynamic bubble trap. Typically, the bubble trap device is placed just in front of the outlet cannula to serve as a final filter for bubble removal prior to sending blood to the patient. The bubble trap separates the blood stream into two streams. The first stream is completely bubble free and is delivered to the patient. The second stream is smaller than the first stream and contains microbubbles removed from the incoming blood stream. The second stream is returned to the extracorporeal circulation upstream of the trap for further degassing.
【０００５】 血液は、気泡トラップ装置の中を端から端まで流れ、その流れは主として軸方
向である。気泡トラップ装置内で、血流は径方向に強く加速され、血流には径方
向の大きな速度も分与される。この径方向の加速を与えるために、特別ならせん
状分離チャンバが使用される。分離部分内に存在するらせん部材は、中央体と１
または複数のブレードとを有する。分離領域のデザインと断面積は、血液細胞を
穏やかに処理しつつ小さな気泡を濃縮除去するのに十分な力を該小さな気泡に加
えるよう、最良にされる。[0005] Blood flows end-to-end through the bubble trap device, the flow being primarily axial. In the bubble trap device, the blood flow is strongly accelerated in the radial direction, and a large radial velocity is also given to the blood flow. A special spiral separation chamber is used to provide this radial acceleration. The helical member present in the separation part is
Or it has a plurality of blades. The design and cross-sectional area of the separation area is optimized to apply sufficient force to the small bubbles to concentrate and remove the small bubbles while gently treating the blood cells.
【０００６】 種々の図面を通じて、同じ参照数字は同じか又は等価な構造を表す。 （詳細な説明） この説明を通じて、動的気泡トラップは、説明を容易にするため、体外血液循
環経路に配置されたスタンドアロン型の装置として説明する。しかしながら気泡
トラップ装置技術は、本発明の範囲から逸脱せずに、他の血液を取扱う装置に組
み込むことが可能である。図面に示した好ましい構造は例証的なものであり、本
発明の範囲内でデザインの変更を実施することが可能である。[0006] Throughout the drawings, the same reference numeral represents the same or equivalent structure. DETAILED DESCRIPTION Throughout this description, the dynamic bubble trap will be described as a stand-alone device located in the extracorporeal blood circulation path for ease of description. However, the bubble trap device technology can be incorporated into other blood handling devices without departing from the scope of the present invention. The preferred structure shown in the drawings is illustrative, and design changes may be made within the scope of the present invention.
【０００７】 図１は、部分断面で動的気泡トラップ１０を示した略図である。該装置は、外
壁１４と内壁１８を備えた本体１２を有している。装置の全体形状は、細長く、
略円筒形である。装置を流れる血流は、本体１２の軸２８に沿って主として軸方
向に向いている。装置１０の内部にはらせん部材が配置される。このらせん部分
は、ブレード２０につながれた中央体１８により形成される。図において、ブレ
ードの部分は、図面を明瞭にするために、仮想点線により示している。ブレード
２０は内壁１４と中央体１８の表面との間に延びる。装置１０を実現するために
、種々の構成技術を使用することができる。中央体１８とブレード２０を単一構
造として形成し、らせん部分を挿入物として収容するように本体１２を部分に分
けることは、好都合であることがわかっている。種々の他のアセンブリ技術も使
用することができる。FIG. 1 is a schematic diagram showing a dynamic bubble trap 10 in partial cross-section. The device has a body 12 with an outer wall 14 and an inner wall 18. The overall shape of the device is elongated,
It is substantially cylindrical. Blood flow through the device is primarily axially directed along axis 28 of body 12. A spiral member is disposed inside the device 10. This helical portion is formed by a central body 18 connected to a blade 20. In the drawing, the blade portion is shown by a virtual dotted line for clarity of the drawing. Blade 20 extends between inner wall 14 and the surface of central body 18. Various construction techniques can be used to implement the device 10. It has proven to be advantageous to form the central body 18 and the blade 20 as a unitary structure and divide the body 12 into parts so as to accommodate the helical part as an insert. Various other assembly techniques can also be used.
【０００８】 図１に示すように、装置１０はマイクロ気泡を含む血流３０を収容するための
第１血流入口２２を備えている。また装置１０は、気泡を含まない血流３２を送
り出すための本体に形成された第１血流出口２４も備えている。マイクロ気泡を
含む第２血流３４を再循環するための第２血流出口２６も設けられる。As shown in FIG. 1, the device 10 includes a first blood inlet 22 for receiving a blood flow 30 containing microbubbles. The device 10 also has a first blood outlet 24 formed in the body for delivering a blood flow 32 that does not contain air bubbles. A second blood outlet 26 for recirculating a second blood flow 34 containing microbubbles is also provided.
【０００９】 操作の際、第１入口２２及び第１出口２４は、排出カニューレ又は血液環流カ
ニューレの位置かその付近の位置にある体外血流ループに接続される。第２血流
出口２６からの第２の再循環は、ユーザにより、気泡トラップ装置１０よりも「
上流」でその血流を体外流れシステムに戻す位置に対して接続される。これによ
り、マイクロ気泡は消散され、血液のこの部分は該システムにおいてさらに脱気
される。In operation, the first inlet 22 and first outlet 24 are connected to an extracorporeal blood flow loop at or near the location of the drainage or blood recirculation cannula. The second recirculation from the second blood outlet 26 is performed by the user with a more “
Connected to a location "upstream" that returns the blood flow to the extracorporeal flow system. This dissipates the microbubbles and this part of the blood is further degassed in the system.
【００１０】 操作の間、気泡トラップ装置１０は入口血流３０を、気泡を含まない第１出口
血流３２と、再循環用の第２血流３４とに分ける。装置１０は体外血液ポンプに
より第１血流３０に与えられた圧力勾配によって動力供給される。During operation, the bubble trap device 10 divides the inlet blood flow 30 into a first outlet blood flow 32 that does not contain bubbles and a second blood flow 34 for recirculation. Apparatus 10 is powered by a pressure gradient applied to first blood flow 30 by an extracorporeal blood pump.
【００１１】 装置１０内の流れの様式を説明するため、装置が供給部分４０と、入口部分４
２と、径方向加速部分４４と、出口部分４６と、分離部分４８とを有していると
考える。To illustrate the flow regime in the apparatus 10, the apparatus comprises a feed section 40 and an inlet section 4.
2, a radial acceleration portion 44, an outlet portion 46, and a separation portion 48.
【００１２】 入口血流３０は供給部分４０を介して装置１０に導入される。この部分４０で
は、血流は軸２８により規定された軸方向に滑らかに流れる。次に、血流は、供
給部分４０から入口部分４２まで流れ、入口部分４２において装置の断面積が変
化し得る。図に見られるように、この面積は、流れを穏やかに軸方向に加速し、
血流を径方向加速部分４４のらせん状ブレードに導入するために、低減すること
が可能である。The inlet blood flow 30 is introduced into the device 10 via the supply section 40. In this part 40, the blood flow flows smoothly in the axial direction defined by the axis 28. The blood flow then flows from the supply portion 40 to the inlet portion 42, where the cross-sectional area of the device may change. As can be seen, this area gently accelerates the flow axially,
Blood flow can be reduced to introduce it to the helical blades of the radial acceleration portion 44.
【００１３】 図１において、ブレード２０は、軸２８に関する回転運動を血流に与える２つ
のらせん状通路を形成するために、壁１４及び中央体１８と協同する。ブレード
２０は流れの行路を、血流通路５０及び血流通路５２で示した２つの通路に分け
る。２つの通路は平行であり、両通路ともブレード２０により区画形成される。
図では例示を簡単にするためにブレードを１つだけ示しているが、２つ以上のブ
レードを使用してもよい。複数のブレードを使用した場合、装置１０には追加の
流れ通路ができる。In FIG. 1, the blade 20 cooperates with the wall 14 and the central body 18 to form two helical passages that impart a rotational movement about the axis 28 to the blood flow. The blade 20 divides the flow path into two passages, indicated by a blood flow passage 50 and a blood flow passage 52. The two passages are parallel and both passages are defined by the blade 20.
Although only one blade is shown in the figure for ease of illustration, more than two blades may be used. If multiple blades are used, the device 10 has additional flow passages.
【００１４】 図１において、図面は中央体１８の輪郭を、軸２８に沿って直径が滑らかに変
化する「涙」形として示す。中央体５０の形状は、径方向加速部分４４内の流れ
行路の断面積を区画する。代替の中央体の輪郭も実施でき、これを他の図面に示
す。In FIG. 1, the drawing shows the contour of the central body 18 as a “tears” shape with a smoothly varying diameter along the axis 28. The shape of the central body 50 defines the cross-sectional area of the flow path within the radial acceleration portion 44. Alternative midbody contours can also be implemented and are shown in other figures.
【００１５】 図１に見られる中央体１８は、軸方向及び径方向に対称的であり、静止ブレー
ド２０により区画形成された通路５０及び５２において血液細胞が径方向に加速
されたときに血液細胞に対する破壊が最小限となるように徐々に収束した区画通
路を形成するものとして図示される。すべての図に見られるブレード２０は一定
ピッチを示すが、このブレードのピッチは一定であってもよいし、流れの方向に
沿って変化してもよい。図面では、説明を明瞭かつ簡潔にするために、単一ブレ
ードと一定のピッチ形態を示す。装置のこの部分を精細に設計すると血液が加速
されると同時に血液の損傷が最小にされる。この結果を達成するために、中央体
の輪郭とブレードの数及びピッチとを変更することは有効であり得る。The central body 18 seen in FIG. 1 is axially and radially symmetric, such that blood cells are radially accelerated in the passages 50 and 52 defined by the stationary blade 20. Is illustrated as forming a gradually converging compartmental passage so that destruction to is minimized. Although the blades 20 seen in all figures exhibit a constant pitch, the pitch of the blades may be constant or may vary along the direction of flow. The drawings show a single blade and a constant pitch configuration for clarity and brevity. The precise design of this part of the device accelerates the blood while minimizing blood damage. To achieve this result, it may be advantageous to change the profile of the midbody and the number and pitch of the blades.
【００１６】 環状の加速部分４４の直後、血液は出口部分４６に流入する。出口部分４６は
例証的実施形態では装置を通過する血液の軸方向の速度を遅める発散ノズルとし
て機能する。一般に、この部分のデザインは、血液細胞にかかる圧力の変化を最
小限にすることを優先して妥協される。このため、この部分のテーパを決定する
開先角度３６は約５度から約４５度までの間で変更し得る。出口部分４６は分離
部分４８と協同して血流からマイクロ気泡を分離する。第２出口１６を介して除
去された血液は、径方向加速部分により力が加えられた状態で軸２８に沿って流
れの中線に向かって移動するマイクロ気泡の濃縮流を含む。Immediately after the annular acceleration portion 44, blood flows into an outlet portion 46. The outlet portion 46 functions in an exemplary embodiment as a diverging nozzle that slows the axial velocity of blood passing through the device. In general, the design of this part is compromised in favor of minimizing pressure changes on blood cells. Thus, the included angle 36, which determines the taper of this portion, can vary from about 5 degrees to about 45 degrees. Outlet portion 46 cooperates with separation portion 48 to separate microbubbles from the blood stream. The blood removed via the second outlet 16 includes a concentrated stream of microbubbles that moves along the axis 28 toward the midline of the flow under the force of the radial acceleration portion.
【００１７】 第２血流出口２６の入口又は気泡拾い上げ部２５の形状は、いかなる適当な形
状をとってもよいが、丸まった又は円形の開口部が有効であることがわかってい
る。The shape of the inlet of the second blood outlet 26 or of the bubble pick-up portion 25 may take any suitable shape, but a rounded or circular opening has been found to be effective.
【００１８】 図２は、中央体６０が別の形状をした、気泡トラップ装置１０の略部分断面図
を示す。この例において、中央体６０は、本質的に円筒形をしており、鈍い入口
表面を有する。図において、血流は径方向加速部分４４に入っていくところを示
した流れの流線６２で示されている。血液は流れの流線６４により描かれている
ように径方向加速部分４４の周囲をらせん状に進む。流れの流線６４は、軸２８
周囲の回転運動を描いているものとする。血液は径方向加速部分４４から出て、
出口部分４６と分離部分４８を通る移行の間も軸２８の周囲をらせん状に進み続
ける。FIG. 2 shows a schematic partial cross-sectional view of the bubble trap device 10 with a different shape of the central body 60. In this example, the center body 60 is essentially cylindrical and has a blunt inlet surface. In the figure, the blood flow is indicated by a flow stream line 62 that shows the entry into the radial acceleration portion 44. The blood spirals around the radial acceleration portion 44 as depicted by flow streamlines 64. The streamlines 64 of the flow
It is assumed that the surrounding rotational motion is drawn. Blood exits the radial acceleration section 44,
It continues to spiral about axis 28 during the transition through exit portion 46 and separation portion 48.
【００１９】 小さなマイクロ気泡（直径８μｍ）が径方向加速部分４４により与えられた加
速下で移動するには、かなり長い時間が必要とされると考えられる。分離部分の
長さは、装置の効率に重大な影響を及ぼすことが決定された。流速・直径・長さ
の間の関係が、第２出口２６からの再循環流速を最小にした状態で、分離を最良
にすることが経験的に見出されると共に数学的モデルにより支持される。上記の
関係は反直観的であり、一定の幾何学的関係の比として表される。一般に、分離
部分４６と出口部分４８を合わせた長さ「Ｌ」は、環状加速部分４４の直径「Ｄ
」の少なくとも３倍の長さでなければならない。一般に、分離部分４８と出口部
分４６を合わせた長さは、環状加速部分４４の直径「Ｄ」の１０倍以下でなけれ
ばならない。以上は推測値であり、この範囲外での操作は可能ではあるが実用性
及び有効性に欠けることは理解すべきである。It is believed that a fairly long time is required for small microbubbles (8 μm in diameter) to move under the acceleration provided by the radial acceleration portion 44. It has been determined that the length of the separation section has a significant effect on the efficiency of the device. The relationship between flow rate, diameter, and length has been found empirically to provide the best separation with minimal recirculation flow rate from the second outlet 26 and is supported by a mathematical model. The above relationship is counter-intuitive and is expressed as a ratio of certain geometric relationships. In general, the combined length "L" of the separation portion 46 and the exit portion 48 is equal to the diameter "D" of the annular acceleration portion 44.
At least three times longer. In general, the combined length of the separation section 48 and the exit section 46 should be no more than 10 times the diameter "D" of the annular acceleration section 44. The above are estimated values, and it should be understood that operation outside this range is possible but lacks practicality and effectiveness.
【００２０】 気泡トラップを通過する公称流速は約２〜７リットル／分であり、該装置の公
称直径「Ｄ」は１〜４ｃｍの間である。スクリュー部分４６における通路の幅は
、精細な設計によって決まり、血液の損傷を最小にしつつ大きな径方向の加速を
与えるために何らかの実験が期待される。この部分のピッチも血液の行路の長さ
を制御することを覚えておくべきである。The nominal flow rate through the bubble trap is about 2-7 liters / min, and the nominal diameter “D” of the device is between 1-4 cm. The width of the passage in the screw portion 46 depends on the precise design and some experimentation is expected to provide large radial acceleration while minimizing blood damage. It should be remembered that the pitch of this section also controls the length of the blood path.
【００２１】 図３は、本発明の別の実施形態を示す。この実施形態では、出口部分５６と分
離部分５８が、半径として表せる丸い輪郭を有する。実際の形状は非常に複雑で
あり得るが、その曲線を「Ａ」点と「Ｂ」点の間の半径「Ｒ１」及び「Ｂ」点と
「Ｃ」点の間の第２の半径「Ｒ２」の円により近似することが可能である。この
実施形態では、出口部分５６は分離部分５８と滑らかに融合する。中央体３８は
その先導端では鈍端であり、その後続端では切形端である。この形状は好ましく
ないが、マイクロ気泡の有効な抽出と濃度に関連している。FIG. 3 shows another embodiment of the present invention. In this embodiment, the outlet portion 56 and the separation portion 58 have a round profile that can be represented as a radius. The actual shape can be very complex, but the curves are represented by a radius "R1" between points "A" and "B" and a second radius "R2" between points "B" and "C". ”Can be approximated. In this embodiment, the outlet portion 56 smoothly merges with the separation portion 58. The center body 38 is blunt at its leading end and truncated at its trailing end. This shape is undesirable, but is associated with effective extraction and concentration of microbubbles.
【００２２】 図４は、出口部分と分離部分を合わせた全体長さ６８が径方向加速部分６６の
直径の３倍より大きい、好ましいデザインを示す。このデザインでは出口部分が
見かけ上明確に区別されていない。分離部分の「直線状の」テーパを定義する開
先角度３６は、５度よりも大きい。この実施形態では中央体７０は輪郭をより明
瞭にするために部分切欠で示してある。この例では、中央体７０の両端が鈍端で
あり、中央体７０は中央体に沿った最大直径位置の後ろでわずかに険しい部分を
有する。参照数字７２は最大直径位置を示す。この位置は径方向加速部分６６の
長さに沿った中間点を超えている。このように、中央体は径方向加速部分６６の
方向の流れの先導端において、径方向加速部分６６の後続端におけるよりも鋭利
である。FIG. 4 shows a preferred design in which the overall length 68 of the combined exit and separation portions is greater than three times the diameter of the radial acceleration portion 66. In this design, the exit section is not clearly distinguished in appearance. The included angle 36 defining the "straight" taper of the separation portion is greater than 5 degrees. In this embodiment, the central body 70 is shown with a partial cutout for better clarity. In this example, both ends of the central body 70 are blunt, and the central body 70 has a slightly steep portion behind the largest diameter location along the central body. Reference numeral 72 indicates the maximum diameter position. This position is beyond the midpoint along the length of the radial acceleration portion 66. Thus, the center body is sharper at the leading end of the flow in the direction of the radial acceleration portion 66 than at the trailing end of the radial acceleration portion 66.
【００２３】 径方向加速部分６６の内部の動作圧力を測定するのは難しいが、コンピュータ
の計算によれば径方向加速部分６６の全長の約２５％の位置にて最大圧力勾配が
達成されることが示唆されている。この位置は軸２８に沿って測定され、図では
数字７４として描かれている。この位置における圧力値は、位置７４で示した中
央体の表面では約３０ｍｍＨｇであり、図に参照数字７６で示した径方向加速部
分の内壁に隣接する流れの周辺では＋５ｍｍＨｇの値である。流れが径方向加速
部分に沿って移動すると、圧力は滑らかに変化する。径方向加速部分の出口にお
ける位置７８の周辺での計算圧力は、０．０ｍｍＨｇに近く、中央体の端部の位
置８０での圧力は約２０ｍｍＨｇである。この計算した数字は、有効かつ成功す
る気泡トラップの形状に対応する。そのような値からの変更は、本発明の範囲内
にあるものとする。Although it is difficult to measure the operating pressure inside the radial acceleration portion 66, it is calculated by computer that the maximum pressure gradient is achieved at about 25% of the entire length of the radial acceleration portion 66. Has been suggested. This position is measured along axis 28 and is depicted as numeral 74 in the figure. The pressure value at this location is about 30 mmHg at the surface of the central body shown at location 74 and +5 mmHg around the flow adjacent to the inner wall of the radial acceleration portion shown at 76 in the figure. As the flow moves along the radial acceleration portion, the pressure changes smoothly. The calculated pressure around position 78 at the outlet of the radial acceleration portion is close to 0.0 mmHg and the pressure at position 80 at the end of the central body is about 20 mmHg. This calculated number corresponds to a valid and successful bubble trap shape. Changes from such values are intended to be within the scope of the present invention.
【図１】動的気泡トラップ装置の断面を示す略図。FIG. 1 is a schematic diagram showing a cross section of a dynamic bubble trap device.
【図２】動的気泡トラップ装置の断面を示す略図。FIG. 2 is a schematic diagram showing a cross section of a dynamic bubble trap device.
【図３】動的気泡トラップ装置の断面を示す略図。FIG. 3 is a schematic diagram showing a cross section of a dynamic bubble trap device.
【図４】動的気泡トラップ装置の断面を示す略図。FIG. 4 is a schematic diagram showing a cross section of a dynamic bubble trap device.
【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書[Procedural Amendment] Submission of translation of Article 34 Amendment
【提出日】平成１３年３月１６日（２００１．３．１６）[Submission date] March 16, 2001 (2001.1.3.16)
【手続補正１】[Procedure amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】特許請求の範囲[Correction target item name] Claims
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正の内容】[Contents of correction]
【特許請求の範囲】[Claims]
【手続補正２】[Procedure amendment 2]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】０００２[Correction target item name] 0002
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正の内容】[Contents of correction]
【０００２】 （発明の背景） このサイクロン型の気泡トラップが欧州特許出願公開明細書ＥＰ ０ ８７６ ８２２ Ａ２及びＥＰ ０ ７７８ ０３１ Ａ１より知られている。 心臓切開手術や他の現行の外科手術では、患者の血液が体外血液ポンプ・酸素
付加器システムに送られる必要がある。血液の潅流を体外で支持することにより
、空気が循環している血液に混入する機会が多くなる。従って「気泡トラップ」
と呼ばれる目の細かいメッシュフィルタを血流還流カニューレの近くに配置する
ことが慣行となっている。この装置は、気泡が体内に導入される前に気泡を捕獲
するように働く。気泡により塞栓症が血管内で起こる可能性があることはよく知
られているため、そのような働きは、非常に重要な安全予防策である。心臓切開
手術に一般に使用される通常の大動脈還流カニューレは、脳に連絡している血管
の近くに配置されるため、小さな気泡による脳卒中の可能性は顕著な臨床上の問
題となっている。最近の証拠によると、非常に小さなマイクロ気泡でさえも潅流
術に望ましくないことが示唆されている。BACKGROUND OF THE INVENTION [0002] Cyclone-type bubble traps are known from EP 0 876 822 A2 and EP 0 778 031 A1. Open heart surgery and other current surgeries require that the patient's blood be sent to an extracorporeal blood pump and oxygenator system. Supporting blood perfusion outside the body increases the chance that air will enter the circulating blood. Therefore "bubble trap"
It is customary to place a fine mesh filter, called a "close" filter, near the perfusion cannula. This device acts to trap the bubbles before they are introduced into the body. Such action is a very important safety precaution, as it is well known that air bubbles can cause embolism in blood vessels. Since the conventional aortic reflux cannula commonly used in open-heart surgery is placed near the blood vessels that connect to the brain, the potential for stroke from small bubbles is a significant clinical problem. Recent evidence suggests that even very small microbubbles are undesirable for perfusion.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ティーツケ、ハンス−ユルゲン ドイツ連邦共和国 Ｄ−52249 エッシュ バイラー ヘールラーテルシュトラーセ 29 Ｆターム(参考） 4C077 AA01 AA11 BB01 BB02 BB03 BB04 BB05 BB06 CC03 EE01 KK19 【要約の続き】 た装置。──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (72) Inventor Tietske, Hans-Jürgen Germany D-52249 Esch Bayer Geerlertelstrasse 29 F-term (reference) 4C077 AA01 AA11 BB01 BB02 BB03 BB04 BB05 BB06 CC03 EE01 KK19 ] The device.
Claims (8)
１血液入口と前記第１血液出口をつなぐ少なくとも１つのらせん通路を形成する
、中央体と前記内壁との間を延びる中央体につながれたブレードと、 前記加速部分は公称外径Ｄを有することと、 前記第１出口は前記加速部分の下流に位置することと前記、 前記分離部分から下流に血流の方向へ長さＬだけ離れて位置する第２血液出
口と、 前記第２出口は前記分離部分から長さＬだけ離れて位置すると共に前記第１
出口の上流にあり、Ｌは加速部分の外径Ｄよりも少なくとも３倍大きいことと を備えた装置。1. An apparatus for removing air bubbles from blood, comprising: an elongated air bubble trap body having an inner wall and an outer wall and having a longitudinal axis; a first blood inlet and a first blood outlet; the inlet and the outlet. And a radial acceleration portion positioned between the first blood inlet and the first blood outlet for receiving blood from the first blood inlet and imparting rotational movement to the blood flow. A blade connected to a central body extending between the central body and the inner wall forming at least one helical passage connecting the accelerating portion with a nominal outer diameter D; A second blood outlet positioned downstream of the separation portion in the direction of blood flow by a length L downstream of the separation portion; and the second outlet is positioned a length L away from the separation portion. Then The first
Upstream of the exit, wherein L is at least three times greater than the outer diameter D of the acceleration portion.
１血液入口と前記第１血液出口をつなぐ少なくとも１つのらせん通路を形成する
、中央体と前記内壁との間を延びる中央体につながれたブレードと、 前記加速部分は公称外径Ｄを有することと、 前記第１出口は前記加速部分の下流に位置することと前記、 前記分離部分から下流に血流の方向へ長さＬだけ離れて位置する第２血液出
口と、 前記第２出口は前記分離部分から長さＬだけ離れて位置すると共に前記第１
出口の上流にあり、Ｌは加速部分の外径Ｄの１０倍未満であることと を備えた装置。2. An apparatus for removing bubbles from blood, comprising: an elongated bubble trap body having an inner wall and an outer wall and having a longitudinal axis; a first blood inlet and a first blood outlet; the inlet and the outlet. And a radial acceleration portion positioned between the first blood inlet and the first blood outlet for receiving blood from the first blood inlet and imparting rotational movement to the blood flow. A blade connected to a central body extending between the central body and the inner wall forming at least one helical passage connecting the accelerating portion with a nominal outer diameter D; A second blood outlet positioned downstream of the separation portion in the direction of blood flow by a length L downstream of the separation portion; and the second outlet is positioned a length L away from the separation portion. Then The first
Upstream of the exit, wherein L is less than 10 times the outer diameter D of the acceleration portion.
１血液入口と前記第１血液出口をつなぐ少なくとも１つのらせん通路を形成する
、中央体と前記内壁との間を延びる中央体につながれたブレードと、 前記加速部分は公称外径Ｄを有することと、 前記第１出口は前記加速部分の下流に位置することと前記、 前記分離部分から下流に血流の方向へ長さＬだけ離れて位置する第２血液出
口と、 前記第２出口は前記分離部分から長さＬだけ離れて位置すると共に前記第１
出口の上流にあり、Ｌは加速部分の外径Ｄよりも少なくとも３倍大きいが加速部
分の外径Ｄの１０倍未満であることと を備えた装置。3. An apparatus for removing air bubbles from blood, comprising: an elongated bubble trap body having an inner wall and an outer wall and having a longitudinal axis; a first blood inlet and a first blood outlet; the inlet and the outlet. And a radial acceleration portion positioned between the first blood inlet and the first blood outlet for receiving blood from the first blood inlet and imparting rotational movement to the blood flow. A blade connected to a central body extending between the central body and the inner wall forming at least one helical passage connecting the accelerating portion with a nominal outer diameter D; A second blood outlet positioned downstream of the separation portion in the direction of blood flow by a length L downstream of the separation portion; and the second outlet is positioned a length L away from the separation portion. Then The first
Upstream of the exit, wherein L is at least three times greater than the outer diameter D of the accelerating portion, but less than 10 times the outer diameter D of the accelerating portion.
から除去する装置。4. The device for removing air bubbles from blood during extracorporeal transport according to claim 1, wherein the device converges linearly.
の間に気泡を血液から除去する装置。5. The device for removing air bubbles from blood during extracorporeal transport according to claim 1, wherein the outlet cone converges smoothly.
口とを有する細長い本体と、 前記第１入口と前記第１出口との間に位置する分離部分とを備え 前記分離部分が、 血流に回転運動を与えるためのらせん形状をした環状加速部分と、前記加速
部分は公称外径Ｄを有し、前記第２血液出口は前記加速部分から長さＬだけ離れ
て位置し、Ｌは、外径Ｄの３倍から１０倍の間であることと、 前記第１出口は血流の方向に収束する、流れに沿って変化する直径を有すると
共に、前記本体の軸に対して測定した約５度から約４５度の間のテーパを有する
ことと を備えた装置。6. An apparatus for removing air bubbles from blood during extracorporeal transport, comprising: an elongated body having a first blood inlet and a first blood outlet and a second blood outlet aligned along an axis of the body. A main body, and a separation portion located between the first inlet and the first outlet, wherein the separation portion has a helical annular accelerating portion for imparting a rotational motion to a blood flow; A second blood outlet having a nominal outer diameter D, wherein the second blood outlet is located a distance L from the accelerating portion, wherein L is between 3 and 10 times the outer diameter D; Has a diameter that varies along the flow, converging in the direction of blood flow, and has a taper between about 5 degrees and about 45 degrees measured relative to the axis of the body.
間に気泡を血液から除去する装置。7. The apparatus for removing air bubbles from blood during extracorporeal transport according to claim 6, wherein the outlet cone converges linearly.
の間に気泡を血液から除去する装置。8. The apparatus for removing air bubbles from blood during extracorporeal transport according to claim 6, wherein the outlet cone converges smoothly.
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2000
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