JP5656717B2 - 脱血管、および、補助人工心臓 - Google Patents

Description

本発明は、脱血管、および、補助人工心臓に関する。

一般に、末期的な重症の心不全に対して、心臓の働きの一部を助ける補助人工心臓を適用することにより、全身が必要とする有効な循環血漿量の維持を図ることが行われている。この場合、左心室の働きの一部を助ける左心補助人工心臓が適用される場合が多い（例えば、特許文献１参照。）。

このように、補助人工心臓によって、上述の必要な循環血漿量の維持を補うことにより、自己の心臓にかかる負荷を低減するとともに、循環血漿量の低減による全身への悪影響を防ぎつつ、自己の心機能の回復を図ることができる。あるいは、心臓移植を行うまでの間、上述の必要な循環血漿量の維持を補う、つなぎとして補助人工心臓を使用することができる。

さらに、補助人工心臓を上述のように一時的に使用する方法のほかに、永久的に使用する方法も行われている。

上述の補助人工心臓には、血液を心臓からポンプ部に導くインフローコンディット（以下、「脱血管」と表記する。）が設けられている。脱血管は、血栓や細胞の付着を防ぐために、医療用チタン、または、ポリウレタン樹脂などの材料から形成されている。

脱血管は、左心室心尖部におけるコアリングされた（貫通孔を形成された）部分に挿入され、カフや、糸等を用いて心臓に固定されている。左心室内の血液は、固定された脱血管を通って補助人工心臓のポンプ部に流入し、ポンプ部から大動脈に送血される。このようにして、上述の必要な循環血漿量の維持が図られる。

特公平６−３６８２１号公報

しかしながら、脱血管における挿入部と、左心室における左心室壁との間には、血液の流れが滞る鬱滞領域が形成されるとともに、脱血管まわりに血栓（以下、「ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓ」と表記する。）が形成され、血栓塞栓症の原因になるおそれがあるという問題があった。
また、この血栓が成長することにより脱血管が閉塞するおそれがあるという問題があった。さらに、心内膜等の自己組織が成長することにより脱血管が閉塞するおそれがあるという問題もあった。

この問題に伴い、補助人工心臓を取り付ける手術の術後における出血の低減や、ＩＣＵ（集中治療室）滞在期間の低減や、感染症のリスクの低減などを図ることが困難であるという問題があった。

本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓの形成を抑制し、かつ、血栓塞栓症の発症低減を図るとともに、血栓の成長による脱血管の閉塞の抑制、心内膜等の自己組織の成長による脱血管の閉塞の抑制、術後の出血低減、ＩＣＵ滞在期間の低減、感染症のリスク低減を図ることができる脱血管、および、補助人工心臓を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、以下の手段を提供する。
本発明の脱血管は、筒状に形成され内部を血液が流れる管本体と、該管本体の端部であって、生体の壁部に形成された貫通孔に挿入される挿入部と、該挿入部の外周面に配置された前記生体の組織と親和性を有する接合部と、前記挿入部の端部における外周面全周にわたって配置され、前記接合部と比較して、前記生体の組織との親和性が低い先端部と、が設けられ、前記先端部における径は、前記接合部の外周面における径と同じ又は小さくされ、前記接合部は、ポリエステル樹脂から形成された繊維の不織布とされ、前記貫通孔の全体にわたって設けられていることを特徴とする。
また、前記接合部は、生分解性物質を含ませたものであることが望ましい。

本発明によれば、接合部に含まれる生分解性物質は、脱血管が生体に取り付けられてから２週間から４週間の期間をかけて徐々に溶出する。生分解性物質が溶出する間に、生体の自己細胞組織は、接合部を足場（Ｓｃａｆｆｏｌｄ）として生分解性物質と徐々に入れ替わりながら成長し、生体の壁部と接合部とが細胞レベルで結合される。
そのため、挿入部の周囲には、自己細胞組織からなる自己組織が形成される。言い換えると、接合部が設けられていない従来の脱血管を使用した際に形成される血液の鬱滞領域に、自己細胞組織からなる自己組織が形成される。

さらに、接合部に生分解性物質を含ませることにより、生分解性物質を含ませていない場合と比較して、生体の壁部と接合部とを細胞レベルで容易に結合させることができる。そのため、生体が接合部に安定して結合するまでに繰り返される自己細胞の成長、脱落、血栓形成、遊離の繰り返しが減少する。

その一方で、挿入部の端部に、接合部と比較して親和性の低い先端部が設けられているため、生体の壁部が成長して挿入部の内部、つまり、管本体の内部に侵入することが抑制される。

上記発明においては、前記接合部は、ポリエステル樹脂から形成された繊維の不織布とされている。
また、前記接合部は、生分解性物質を含ませたものであることが望ましい。

本発明によれば、接合部は、容易に変形するポリエステル樹脂からなる不織布であるため、当該不織布を挿入部の外周面に巻きつけることができ、容易に挿入部に接合部を配置させることができる。
さらに、不織布の内部には多くの空間が存在するため、生体の細胞が当該空間に進入して成長することにより、生体の壁部と、接合部とが細胞レベルで結合される。

上記発明においては、前記挿入部の長手方向の長さは、前記挿入部を前記貫通孔に挿通した際に、前記先端部が前記生体の壁部の表面から所定量だけ突出可能な長さとされ、当該突出する所定量は、前記先端部の周囲に鬱滞領域が形成されないと共に、前記生体の成長による挿入部内部への侵入を阻止できるデータに基づいて決定された範囲内のものであることが望ましい。

本発明によれば、先端部が前記生体の壁部の表面から突出する所定量は、前記先端部の周囲に鬱滞領域が形成されないと共に、前記生体の成長による挿入部の内部への侵入を阻止できるデータに基づいて決定された範囲内のものであるため、血液の鬱滞領域の形成が抑制されると共に、生体の壁部が成長して先端部を乗り越え、挿入部の内部に侵入することが抑制される。

上記発明においては、前記生体の壁部に前記管本体を固定するための不織布がさらに設けられ、当該不織布は、前記生体の壁部の外表面に結合可能とされ、前記生体の組織と親和性を有するとともに生分解性物質を含むことが望ましい。

本発明によれば、上記不織布は前記生体の組織と親和性を有するとともに生分解性物質を含むため、不織布と生体の壁部の外表面とが細胞レベルで結合される。

本発明の補助人工心臓は、心臓と接続され、前記心臓内の血液が流入する上記本発明に記載の脱血管と、前記心臓から前記脱血管を介して前記血液が流入するポンプ部と、該ポンプ部から送り出された前記血液が流入する送血管と、が設けられていることを特徴とする。

本発明によれば、上記本発明の脱血管を備えるため、ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓの形成を抑制し、かつ、血栓塞栓症の発症低減を図るとともに、術後の出血低減、ＩＣＵ滞在期間の低減、感染症のリスク低減を図ることができる。

本発明の脱血管、および、補助人工心臓によれば、挿入部の外周面に生体の組織と親和性を有するとともに生分解性物質を含む接合部を配置するとともに、挿入部の端部における外周面全周にわたって、接合部と比較して生体の組織との親和性が低い先端部を配置することにより、ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓの形成を抑制し、かつ、血栓塞栓症の発症低減を図るとともに、血栓の成長による脱血管の閉塞の抑制、心内膜等の自己組織の成長による脱血管の閉塞の抑制、術後の出血低減、ＩＣＵ滞在期間の低減、感染症のリスク低減を図ることができるという効果を奏する。

本発明の第１の実施形態に係る補助人工心臓の構成を説明する模式図である。 図１の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。 図２の接合部の構成を説明する模式図である。 図３の接合部における別の実施例を説明する模式図である。 図３の接合部における参考実施例を説明する模式図である。 図３の先端部の構成を説明する模式図である。 図３の先端部における長手方向の寸法が長い実施形態について説明する模式図である。 図３の先端部における長手方向の寸法が短い実施形態について説明する模式図である。 心臓にカフが取り付けられた状態を説明する模式図である。 心臓に貫通孔が形成された状態を説明する模式図である。 本発明の第２の実施形態に係る補助人工心臓の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。 心臓に貫通孔が形成された状態を説明する模式図である。 本発明の第３の実施形態に係る補助人工心臓の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。

〔第１の実施形態〕
以下、本発明の第１の実施形態に係る補助人工心臓について図１から図１０を参照して説明する。
図１は、本実施形態に係る補助人工心臓の構成を説明する模式図である。
補助人工心臓１は、図１に示すように、心臓（生体）Ｈ１の働きの一部を助け、全身が必要とする有効な循環血漿量の維持に用いられるものである。本実施形態では、補助人工心臓１を、左心室の働きの一部を助ける左心補助人工心臓に適用して説明する。
補助人工心臓１には、脱血管２と、ポンプ部３と、送血管４と、制御部５と、バッテリ部６と、が設けられている。

図２は、図１の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。
脱血管２は、心臓Ｈ１の左心室（生体）Ｈ２から血液をポンプ部３に導くものであり、一方の端部が左心室Ｈ２に取り付けられ、他方の端部がポンプ部３と接続されたものである。
脱血管２には、図１および図２に示すように、管本体２１と、鍔部２２と、挿入部２３と、接合部２４と、先端部２５と、カフ２６と、が設けられている。

管本体２１は、ポンプ部３と左心室Ｈ２との間を繋ぐ管路であって、内部を血液が流れるものである。管本体２１における左心室Ｈ２側の端部には、鍔部２２や、挿入部２３などが設けられている。
管本体２１の構成としては公知の構成を用いることができ、特に限定するものではない。

鍔部２２は、カフ２６とともに脱血管２を心臓Ｈ１に固定する際に用いられるものである。鍔部２２は、管本体２１と挿入部２３との間から径方向外側に延びるリング板状のものである。

挿入部２３は、管本体２１における心臓Ｈ１側の端部であって、心臓Ｈ１に形成された貫通孔Ｈ３に挿入される部分である。
挿入部２３の外周面には、鍔部２２から端部に向って順に、接合部２４および先端部２５が設けられている。

図３は、図２の接合部の構成を説明する模式図である。
接合部２４は挿入部２３の周囲に配置され、心臓Ｈ１と細胞レベルで結合されるものである。接合部２４は、ポリエステル樹脂から形成された繊維の不織布（心血管系のものが好ましい）に、ゼラチンや、コラーゲンや、合成ポリマーなどの生分解性物質を浸潤させたものである。
接合部２４は、図３に示すように、その外周面が、隣接する先端部２５の外周面と連続するように構成されている。言い換えると、接合部２４の外周面における径と、先端部２５における外周面における径とが同一になるように形成されている。

図４は、図３の接合部における別の実施例を説明する模式図である。図５は、図３の接合部における参考実施例を説明する模式図である。
なお、接合部２４の外周面における径は、上述のように、先端部２５の外周面における径と同一であってもよいし、図４に示すように、先端部２５の外周面における径よりも大きくてもよい。図５には、参考として、先端部２５の外周面における径よりも小さい場合が示されている。

図６は、図３の先端部の構成を説明する模式図である。
先端部２５は、挿入部２３の端部における外周面全周にわたって配置された部分であって、接合部と比較して、心臓Ｈ１の組織との親和性が低い部分である。
先端部２５は、壁部Ｈ４の表面から所定量突出するようになっている。先端部２５が壁部Ｈ４の表面から突出する所定量は、先端部２５の周囲に鬱滞領域Ｒが形成されないと共に、壁部Ｈ４の成長による挿入部２３の内部への侵入を阻止できるデータに基づいて決定された範囲内のものである。上記突出する所定量の範囲は、具体的には、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４における厚さを基準としてその約０．２倍から約１．５倍の長さであることが好ましい。
ここで、先端部２５としては、医療用チタンや、ポリウレタン樹脂などを用いて、心臓Ｈ１の組織をはじく性質をもつ形状に形成されたものを例示することができる。

図７は、図３の先端部における長手方向の寸法が長い実施形態について説明する模式図である。図８は、図３の先端部における長手方向の寸法が短い実施形態について説明する模式図である。
先端部２５における長手方向の寸法が上述の範囲よりも長い場合には、図７に示すように、先端部２５の周囲に、血液の流れが滞る鬱滞領域Ｒが形成される。
その一方で、先端部２５における長手方向の寸法が上述の範囲よりも短い場合には、図８に示すように、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４が成長して先端部２５を乗り越え、挿入部２３の内部に侵入する。

カフ２６は、鍔部２２とともに脱血管２を心臓Ｈ１に固定する際に用いられるものである。
カフ２６は筒状に形成された布状の部材であり、一方の端部が糸Ｓ１を用いて心臓Ｈ１に固定されるものである。カフ２６の内部には、脱血管２における挿入部２３側の端部が挿入され、カフ２６の上から、鍔部２２を挟んで挿入部２３に対応する部分と、管本体２１に対応する部分が糸Ｓ２を用いて縛られる。

ポンプ部３は、脱血管２を介して左心室Ｈ２から流入した血液を、送血管４を介して大動脈Ｈ５に送り出すものであり、全身が必要とする有効な循環血漿量を維持するものである。
ポンプ部３には、図１に示すように、脱血管２および送血管４が、血液の流通が可能に接続されている。さらに、ポンプ部３は、制御部５からの制御信号が入力可能に構成されているとともに、バッテリ部６から電力が供給可能に構成されている。
なお、ポンプ部３の構成としては公知の構成を用いることができ、特に限定するものではない。

送血管４は、ポンプ部３により送り出された血液を大動脈Ｈ５に導くものであり、一方の端部は大動脈Ｈ５に取り付けられ、他方の端部がポンプ部３と接続されたものである。
なお、送血管４の構成としては公知の構成を用いることができ、特に限定するものではない。

制御部５はポンプ部３の駆動、つまり、ポンプ部３を介して左心室Ｈ２から大動脈Ｈ５に送られる血液の流量を制御するものである。
制御部５は、図１に示すように、バッテリ部６から電力が供給可能に構成されている。さらに、制御部５からポンプ部３の駆動を制御する制御信号が入力可能に構成されているとともに、バッテリ部６から、制御部５を介して、ポンプ部３に電力が供給可能に構成されている。

バッテリ部６は、ポンプ部３および制御部５の駆動に用いられる電力を供給するものである。
バッテリ部６は、図１に示すように、制御部５に電力が供給可能に構成されているとともに、制御部５を介して、ポンプ部３に電力が供給可能に構成されている。
なお、バッテリ部６としては公知のバッテリを用いることができ、特に限定するものではない。

次に、上記の構成からなる補助人工心臓１における働きについて説明する。
図１および図２に示すように、制御部５によりポンプ部３が駆動されると、心臓Ｈ１における左心室Ｈ２の血液は、脱血管２の内部を流れてポンプ部３に流入する。ポンプ部３に流入した血液は、ポンプ部３により送血管４に向けて送り出される。送血管４に送り出された血液は、送血管４の内部を流れて大動脈Ｈ５に流入する。

次に、心臓Ｈ１の心尖部、つまり左心室Ｈ２への脱血管２の取り付けについて説明する。
図９は、心臓にカフが取り付けられた状態を説明する模式図である。
脱血管２を心臓Ｈ１に取り付ける場合には、最初に、心臓Ｈ１の心尖部、つまり左心室Ｈ２を構成する壁部Ｈ４にカフ２６が取り付けられる。具体的には、糸Ｓ１を用いてカフ２６が左心室Ｈ２の壁部Ｈ４に縫い付けられる。

図１０は、心臓に貫通孔が形成された状態を説明する模式図である。
その後、図１０に示すように、パンチャＰを用いて左心室Ｈ２の壁部Ｈ４に貫通孔Ｈ３が形成される。貫通孔Ｈ３は、壁部Ｈ４であって周囲がカフ２６で囲まれた部分に形成されている。

貫通孔Ｈ３が形成されると、図２に示すように、脱血管２における挿入部２３および鍔部２２がカフ２６の内部に挿入され、さらに、貫通孔Ｈ３に挿入部２３が差し込まれる。
そして、鍔部２２を挟んで、カフ２６の上から挿入部２３に対応する部分と、管本体２１に対応する部分とが、糸Ｓ２によって縛られる。これにより、脱血管２が、カフ２６を介して心臓Ｈ１に固定され、左心室Ｈ２への脱血管２の取付けが終了する。

上記の構成によれば、接合部２４に含まれる生分解性物質は、脱血管２が心臓Ｈ１に取り付けられてから２週間から４週間の期間をかけて徐々に溶出する。生分解性物質が溶出する間に、心臓Ｈ１の自己細胞組織は、接合部２４の不織布を足場（Ｓｃａｆｆｏｌｄ）として生分解性物質と徐々に入れ替わりながら成長し、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４と、接合部２４とが細胞レベルで結合される。

そのため、挿入部２３の周囲には、自己細胞組織からなる自己組織が形成される。言い換えると、接合部２４が設けられていない従来の脱血管を使用した際に形成される血液の鬱滞領域に、自己細胞組織からなる自己組織が形成される。その結果、ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓの形成を抑制することができ、かつ、血栓塞栓症の発症低減を図ることができる。これに伴い、心臓Ｈ１に脱血管２を取り付ける手術後における出血の低減や、ＩＣＵ滞在期間の低減や、感染症のリスク低減を図ることができる。

さらに、接合部２４に生分解性物質を含ませる、例えば浸潤させることにより、生分解性物質を浸潤させていない場合と比較して、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４と、接合部２４とを細胞レベルで容易に結合させることができる。そのため、心臓Ｈ１が接合部２４に安定して結合するまでに繰り返される自己細胞の成長、脱落、血栓形成、遊離の繰り返しが減少することから、ｗｅｄｇｅ ｔｈｒｏｍｂｕｓの形成を抑制することができ、かつ、血栓塞栓症の発症低減を図ることができる。

その一方で、挿入部２３の端部に、接合部２４と比較して親和性の低い先端部２５が設けられているため、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４が成長して挿入部２３の内部、つまり、管本体２１の内部に侵入することを抑制することができる。

接合部２４は、容易に変形するポリエステル樹脂からなる不織布を用いて構成されるため、当該不織布を挿入部２３の外周面に巻きつけることができ、容易に挿入部２３に接合部２４を配置させることができる。
さらに、不織布の内部には多くの空間が存在するため、心臓Ｈ１の細胞が当該空間に進入して成長することにより、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４と、接合部２４とを細胞レベルで結合させることができる。

先端部２５が壁部Ｈ４の表面から突出する所定量は、先端部２５の周囲に鬱滞領域Ｒが形成されないと共に、壁部Ｈ４の成長による挿入部２３の内部への侵入を阻止できるデータに基づいて決定された範囲内のものであるため、先端部２５における長手方向の長さを、壁部Ｈ４における厚さを基準として約１．０倍の長さよりも短くしているため、先端部２５が壁部Ｈ４から突出する長さが短くなり、血液の鬱滞領域Ｒの形成を抑制することができると共に、心臓Ｈ１の壁部Ｈ４が成長して先端部２５を乗り越え、挿入部２３の内部に侵入することを抑制することができる。

〔第２の実施形態〕
次に、本発明の第２の実施形態について図１１および図１２を参照して説明する。
本実施形態に係る補助人工心臓の基本構成は、第１の実施形態と同様であるが、第１の実施形態とは、脱血管の構成が異なっている。よって、本実施形態においては、図１１および図１２を用いて脱血管についてのみを説明し、その他の構成要素等の説明を省略する。
図１１は、本変形例に係る補助人工心臓の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。
なお、第１の実施形態と同一の構成要素については、同一の符号を付して、その説明を省略する。

本実施形態の補助人工心臓１０１の脱血管１０２には、図１１に示すように、管本体２１と、鍔部２２と、挿入部２３と、接合部２４と、先端部２５と、カフ１２６と、が設けられている。

カフ１２６は、鍔部２２とともに脱血管１０２を心臓Ｈ１に固定する際に用いられるものである。カフ１２６は、中心に挿入部２３が配置される貫通孔が設けられた略円状に形成された布状の部材であり、鍔部２２や挿入部２３などに固定されたものである。
カフ１２６は、その外周部が糸Ｓ１を用いて心臓Ｈ１に縫い付けられ、固定されるものである。

次に、心臓Ｈ１の心尖部、つまり左心室Ｈ２への脱血管１０２の取り付けについて説明する。
なお、補助人工心臓１０１における働きについては、第１の実施形態と同様であるため、その説明を省略する。

図１２は、心臓に貫通孔が形成された状態を説明する模式図である。
脱血管１０２を心臓Ｈ１に取り付ける場合には、第１の実施形態とは異なり、最初にパンチャＰを用いて左心室Ｈ２の壁部Ｈ４に貫通孔Ｈ３が形成される（図１２参照。）。
貫通孔Ｈ３は、心臓Ｈ１の心尖部、つまり左心室Ｈ２を構成する壁部Ｈ４に形成されている。

貫通孔Ｈ３が形成されると、図１１に示すように、脱血管１０２における挿入部２３が貫通孔Ｈ３に差し込まれる。その後、カフ１２６の外周部が糸Ｓ１を用いて心臓Ｈ１に縫い付けられ、脱血管１０２が心臓Ｈ１に固定される。

〔第３の実施形態〕
次に、本発明の第３の実施形態について図１３を参照して説明する。
図１３は、本発明の第３の実施形態に係る補助人工心臓の脱血管の構成を説明する部分拡大図である。
本実施形態に係る補助人工心臓の基本構成は、第１の実施形態と同様であるが、第１の実施形態とは、脱血管の構成が異なっている。よって、本形態においては、図１３を用いて脱血管についてのみを説明し、その他の構成要素等の説明を省略する。
なお、第１の実施形態と同一の構成要素については、同一の符号を付して、その説明を省略する。

本実施形態の補助人工心臓２０１の脱血管２０２には、図１３に示すように、管本体２１０と、鍔部２２と、鍔部２２´と、挿入部２３と、接合部２４と、先端部２５と、カフ２２６と、が設けられている。管本体２１０は、鍔部２２´を別途有する点で、第１（または第２）の実施形態における管本体２１と異なる。
鍔部２２´は、鍔部２２の下方に鍔部２２と所定間隔をあけて設けられたリング板状のものであり、鍔部２２と同軸かつ同径の構成とされる。鍔部２２と鍔部２２´との間には、谷部２２１が形成されている。

カフ２２６は、脱血管２０２を心臓Ｈ１に固定する際に用いられるものである。カフ２２６は筒状に形成された布状の部材であり、一方の端部が糸Ｓ１を用いて心臓Ｈ１に固定されるものである。カフ２２６の内部には、脱血管２０２における挿入部２３側の端部が挿入され、カフ２２６の上から、鍔部２２と鍔部２２´を挟んで谷部２２１に対応する部分が糸Ｓ３を用いて縛られる。カフ２２６は、心臓Ｈ１に結合される部分（図１３で破線で囲まれた部分）に、生分解性物質を浸潤させてある。また、この部分は親水性とされている。つまり、接合部２４とほぼ同様の処理がなされている。

これにより、カフ２２６と心臓Ｈ１の外壁とは、接合部２４の場合と同様に、細胞レベルで容易且つ迅速に結合させることができる。これに伴い、炎症や感染症のリスク低減を図ることができる。さらに、心外膜が心室へ成長していくのを抑制することができる。

なお、カフ２２６は、医療用の不織布であるが、この不織布は、接合部２４の場合とは異なり心血管系のものに限定されず、組織補修法（癒着）系のものであればよい。その理由は次のとおりである。
すなわち、カフ２２６における被結合面は、心室外部分であり血液接触面ではないため、細胞への接合、癒着を得ることができれば足りるからである。言い換えれば、心室内のような血流変動が無いため、自己細胞の成長、脱落、血栓形成、遊離の繰り返しがないからである。

１，１０１ 補助人工心臓
２，１０２ 脱血管
３ ポンプ部
４ 送血管
２１ 管本体
２３ 挿入部
２４ 接合部
２５ 先端部
２２６ カフ（不織布）
Ｈ１ 心臓（生体）
Ｈ２ 左心室（生体）
Ｈ３ 貫通孔

Claims (5)

1. 筒状に形成され内部を血液が流れる管本体と、
   該管本体の端部であって、生体の壁部に形成された貫通孔に挿入される挿入部と、
   該挿入部の外周面に配置された前記生体の組織と親和性を有する接合部と、
   前記挿入部の端部における外周面全周にわたって配置され、前記接合部と比較して、前記生体の組織との親和性が低い先端部と、
   が設けられ、
   前記先端部における径は、前記接合部の外周面における径と同じ又は小さくされ、
   前記接合部は、ポリエステル樹脂から形成された繊維の不織布とされ、前記貫通孔の全体にわたって設けられていることを特徴とする脱血管。
2. 前記接合部は、生分解性物質を含ませたものであることを特徴とする請求項１に記載の脱血管。
3. 前記挿入部の長手方向の長さは、前記挿入部を前記貫通孔に挿通した際に、前記先端部が前記生体の壁部の表面から所定量だけ突出可能な長さとされ、
   当該突出する所定量は、前記先端部の周囲に鬱滞領域が形成されないと共に、前記生体の成長による挿入部内部への侵入を阻止できるデータに基づいて決定された範囲内のものであることを特徴とする請求項１又は２に記載の脱血管。
4. 前記生体の壁部に前記管本体を固定するための不織布がさらに設けられ、
   当該不織布は、前記生体の壁部の外表面に結合可能とされ、前記生体の組織と親和性を有するとともに生分解性物質を含むことを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の脱血管。
5. 心臓と接続され、前記心臓内の血液が流入する請求項１から請求項４のいずれかに記載の脱血管と、
   前記心臓から前記脱血管を介して前記血液が流入するポンプ部と、
   該ポンプ部から送り出された前記血液が流入する送血管と、
   が設けられていることを特徴とする補助人工心臓。

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