JP6765613B2 - 脱血導管アセンブリ - Google Patents

Description

本発明は、「脱血導管アセンブリ」、「補助人工心臓ポンプシステム」及び「脱血導管アセンブリの心臓への装着方法」に関する。

心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリが知られている（例えば、特許文献１参照。）。

図１６及び図１７は、特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００を説明するために示す図である。図１６は、特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００の使用例を示す図であり、図１７は、特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００の構造を示す図である。なお、図１６中、符号１２はアウトフローグラフトを示し、符号１４はポンプケーブルを示し、符号２０は患者の身体を示し、符号２８は胸部腔を示す。また、図１７中、符号９４２は締め付け用クランプを示す。

特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００は、図１６に示すように、心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリである。特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００は、補助人工心臓ポンプ１０と心臓左心室２２の心尖部２４とを接続する脱血導管アセンブリでもある。そして、特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００は、図１７に示すように、人工血管（脱血導管）９１０と、人工血管９１０の一方の端部に配設されたインフローカニューレ９２０と、人工血管９１０の外周部に配設された補強リング（補助ヘリックスということもある）９３０と、人工血管９１０の他方の端部に配設された図示しない管状接続部材及び接続リング９４０とを備える。そして、インフローカニューレ９２０の外周部にはカフ９２２が配設されている。特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００においては、インフローカニューレ９２０の血液接触面が金属の線条から形成された多孔性構造体からなる。なお、本明細書において、インフローカニューレのことをカニューレチップということもある。

特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００は、インフローカニューレ９２０の血液接触面が金属の線条から形成された多孔性構造体からなることから、脱血導管アセンブリ９００を使用する過程において多孔性構造体で血栓がアンカリングされるとともにその部分に内皮細胞が安定して定着される結果、従来の脱血導管アセンブリ（例えば、特許文献２及び３参照。）よりも血栓発生の問題が軽減された脱血導管アセンブリとなる。

特開２０１０−１０４４２８号公報 特開２００５−１２４８５９号公報 特開２００５−０８０９９１号公報

図１８及び図１９は、従来の脱血導管アセンブリの課題を説明するために示す図である。
特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００は、上記したように、従来の脱血導管アセンブリよりも血栓発生の問題が軽減された優れた脱血導管アセンブリであるが、本発明の発明者らの研究により、そのように優れた特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００をもってしても、従来の脱血導管アセンブリが有する３つの課題、すなわち、（１）心臓内の血流３０が極めて弱い患者の心臓に脱血導管アセンブリが装着された場合には、図１８に示すように、インフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生する恐れがあるという課題（課題１）、（２）手術又は術後心臓縮小などにより脱血導管アセンブリ９００が心臓に対して斜めに装着された状態となった場合には、図１９に示すように、インフローカニューレ９２０と心筋２６（又は心臓の内壁面３４）とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生する恐れがあるという課題（課題２）、及び、（３）心腔内が負圧（１気圧未満）になった場合に、血流３０が弱くなってインフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生したり、インフローカニューレ９２０と心筋２６とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生したりする恐れがあるという課題（課題３）を十分に解決できない場合があることが分かった。

そこで、本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、上記した３つの課題のうち少なくともいずれかの課題を解決可能な脱血導管アセンブリを提供することを目的とする。また、そのように優れた脱血導管アセンブリを備える補助人工心臓ポンプシステムを提供することを目的とする。また、そのように優れた脱血導管アセンブリの心臓への装着方法を提供することを目的とする。

［１］本発明の脱血導管アセンブリは、心臓に装着して前記心臓内の血液を前記心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリであって、多孔性素材からなる脱血導管と、前記脱血導管の一方の端部に取り付けられたカフとからなり、前記脱血導管の外周面には第１の気体不透過性素材層が形成されていることを特徴とする。

すなわち、本発明の脱血導管アセンブリは、脱血導管と、当該脱血導管の一方の端部に取り付けられたカフとを備える一方において、従来備えていたインフローカニューレ（カニューレチップ）を備えないものである。従って、本発明の脱血導管アセンブリには、インフローカニューレ（カニューレチップ）が存在しない。

このため、本発明の脱血導管アセンブリによれば、インフローカニューレが存在しないことから、心臓内の血流が極めて弱い患者の心臓に脱血導管アセンブリが装着された場合に、インフローカニューレの根元の部分で血栓が発生するという事態、手術又は術後心臓縮小などにより脱血導管アセンブリが心臓に対して斜めに装着された状態となった場合に、インフローカニューレと心筋とが近接又は接触している部分で血栓が発生するという事態、及び、心腔内が負圧（１気圧未満）になった場合であっても、血流３０が弱くなってインフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生したり、インフローカニューレ９２０と心筋２６とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生したりするという事態が発生することがなくなり、上記した３つの課題を解決することが可能となる。

なお、本発明の脱血導管アセンブリには、上記したように、インフローカニューレが存在しないが、特許文献１に記載の脱血導管アセンブリ９００の場合と同様に、脱血導管アセンブリを心臓に適正に装着可能であること、及び、本発明の脱血導管アセンブリを心臓に装着することに起因して、手術により心臓に設けられた開口が手術後に徐々に狭くなるという事態の発生を防止可能であることが本発明の発明者らの試験（後述する試験例参照。）により確認されている。

また、本発明の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管が多孔性素材からなることから、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされて疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、血栓発生の問題が軽減された脱血導管アセンブリとなる。

また、本発明の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管の外周面には第１の気体不透過性素材層が形成されていることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも脱血導管内への空気の巻き込みを防止することができる。

なお、本明細書において、脱血導管（及び脱血導管アセンブリ）とは、心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる医療部品である。また、カフとは、脱血導管アセンブリを心臓に装着するための部材である。また、インフローカニューレとは、人工血管の先端部に取り付けて用いる部材であって心臓内部に突出する部分を有する部材のことである。

［２］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記脱血導管は、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管からなることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管が柔軟性に優れた、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン（以下、ｅＰＴＦＥという。）製の人工血管からなることから、脱血導管アセンブリを容易に補助人工心臓ポンプに接続することができる。また、本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管が柔軟性に優れた、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管からなることから、人体への負担を軽くすることができる。また、本態様の脱血導管アセンブリによれば、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管からなることから、血液適合性及び抗血栓性に優れた脱血導管アセンブリとなる。

［３］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記脱血導管は、ポリエステル織布製の人工血管からなることも好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管が柔軟性に優れた、ポリエステル織布製の人工血管からなることから、脱血導管アセンブリを容易に補助人工心臓ポンプに接続することができる。また、本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管が柔軟性に優れた、ポリエステル織布製の人工血管からなることから、人体への負担を軽くすることができる。また、本態様の脱血導管アセンブリによれば、ポリエステル織布製の人工血管からなることから、血液適合性及び抗血栓性に優れた脱血導管アセンブリとなる。

［４］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記カフは、ポリテトラフルオロエチレン製不織布（以下、ＰＴＦＥ製不織布という。）からなることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリは、カフが、ＰＴＦＥ製不織布からなることから、心臓組織との生体親和性に優れた脱血導管アセンブリとなる。また、本態様の脱血導管アセンブリによれば、カフが、ＰＴＦＥ製不織布からなることから、カフの柔軟性が高く、脱血導管アセンブリを心臓に装着する際に行う手術の自由度が高くなる。また、患者の心臓の形状・構造に相応しい形状の脱血導管アセンブリを実現できる。また、手術の際に、縫合糸によりプレジェット、心臓、カフにそれぞれ糸掛けを行った後、縫合糸を縛ることにより、手術により心臓に設けられた開口の断面（例えばパンチング切断面）をカフが覆うような形状の脱血導管アセンブリを実現できる（後述する図４（ｄ）〜図４（ｆ）参照。）。なお、本態様の脱血導管アセンブリにおいて、カフは、ＰＴＦＥ製不織布からなるものに限定されるものではなく、ポリエステル製不織布その他のものであってもよい。

なお、本態様の脱血導管アセンブリを心臓に装着する際に行う手術には、ＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸、ＰＴＦＥ製のマルチフィラメント縫合糸、ポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸などを用いることができる。なかでも、ポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸を用いることが好ましい。

［５］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記第１の気体不透過性素材層は、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、第１の気体不透過性素材層が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、優れた気体不透過性能が得られ、その結果、優れた空気巻き込み性能が得られる。また、第１の気体不透過性素材層が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、生体に悪影響を与えることがない。

この場合、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲内にあることが好ましい。当該厚さが０．０５ｍｍよりも薄い場合には、気体不透過性能が低くなって十分な空気巻き込み防止効果が得られない場合があるからであり、当該厚さが０．５ｍｍよりも厚い場合には、脱血導管の柔軟性が低下して、脱血導管アセンブリを補助人工心臓ポンプへ接続する際の作業性が低下したり、人体への負担が重くなったりするからである。これらの観点からは、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍの範囲内にあることが好ましく、０．１５ｍｍ〜０．２５ｍｍの範囲内にあることがより一層好ましい。

［６］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記カフの前記脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層が形成されていることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、カフの脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層が形成されていることから（後述する図４（ｅ）参照。）、本態様の脱血導管アセンブリを心臓に装着した場合に、カフを介して心臓内部から空気が巻き込まれる事態を極力抑制することができる。

［７］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記第１の気体不透過性素材層と、前記第２の気体不透過性素材層とは連続して形成されていることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、第１の気体不透過性素材層と、第２の気体不透過性素材層とが連続して形成されていることから、本態様の脱血導管アセンブリを心臓に装着した場合に、カフを介して心臓内部から空気が巻き込まれる事態を極力抑制することができる。

［８］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記第２の気体不透過性素材層は、前記脱血導管の外周面から少なくとも２ｍｍの領域に形成されていることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、第２の気体不透過性素材層が、脱血導管の外周面から少なくとも２ｍｍの領域（後述する図２（ｃ）の符号Ａで示す領域）に形成されていることから、本態様の脱血導管アセンブリを心臓に装着した場合に、カフを介して心臓内部から空気が巻き込まれる際の経路を極力狭くすることができる。

［９］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記第２の気体不透過性素材層は、前記カフの外周から少なくとも２ｍｍの領域には形成されていないことが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、第２の気体不透過性素材層が、カフの外周から少なくとも２ｍｍの領域（後述する図２（ｃ）の符号Ｂで示す領域）には形成されていないことから、本態様の脱血導管アセンブリを心臓に装着した場合に、カフの脱血導管側の面においても生体組織がカフに浸潤して、カフと生体とが良好に癒着するようになる。

［１０］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記第２の気体不透過性素材層は、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、第２の気体不透過性素材層が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、優れた気体不透過性能が得られ、その結果、優れた空気巻き込み防止性能が得られる。また、第２の気体不透過性素材層が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、生体に悪影響を与えることがない。

なお、第２の気体不透過性素材層の場合も、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲内にあることが好ましい。当該厚さが０．０５ｍｍよりも薄い場合には、気体不透過性能が低くなって十分な空気巻き込み防止効果が得られない場合があるからであり、当該厚さが０．５ｍｍよりも厚い場合には、カフの柔軟性が低下して、脱血導管アセンブリを心臓へ装着する際の作業性が低下したり、手術により心臓に設けられた開口の断面（例えばパンチング切断面）をカフが覆った状態を実現し難くなる場合があるからである。これらの観点からは、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍの範囲内にあることが好ましく、０．１５ｍｍ〜０．２５ｍｍの範囲内にあることがより一層好ましい。

［１１］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記カフは、前記脱血導管に縫い付けられていることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、カフが脱血導管に縫い付けられていることから、カフと脱血導管との柔軟な接続が実現できるため、患者の心臓の形状・構造に相応しい形状の脱血導管アセンブリを実現できる。

なお、本態様の脱血導管アセンブリにおいては、カフを脱血導管に縫い付ける際には、ＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸、ＰＴＦＥ製のマルチフィラメント縫合糸、ポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸などを用いることができる。なかでも、ポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸を用いることが好ましい。また、本態様の脱血導管アセンブリにおいては、カフを脱血導管に縫い付けた後、接着剤を用いてカフを脱血導管にさらに強固に取り付けることとしてもよい。

本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記カフの直径方向に沿った幅Ｗが５ｍｍ〜１６ｍｍの範囲内にあることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリにおいて、上記幅Ｗを５ｍｍ〜１６ｍｍの範囲内とした理由は以下の通りである。すなわち、上記幅Ｗが５ｍｍよりも狭い場合には、脱血導管アセンブリを心臓に装着したときカフの幅が狭すぎて、心臓に設けられた開口の断面（パンチ面）をカフで十分に覆うことができなかったり（後述する図４（ｄ）及び図４（ｅ）参照。図４（ｄ）及び図４（ｅ）ではパンチ面がカフで十分に覆われている。）、心臓とカフとの間でスパイラル状に糸掛けを行う作業が行えなかったりする場合があるからである（後述する図４（ｅ）参照。図４（ｅ）では当該箇所でスパイラル状に正しく糸掛けが行われている。）。一方、上記幅Ｗが１６ｍｍよりも広い場合には、脱血導管アセンブリを心臓に装着したときカフの幅が広すぎて、患者の身体に不要な負担をかけてしまう場合があるからである。この観点から言えば、患者の心臓のサイズにもよるが、上記幅Ｗは７ｍｍ以上であることが好ましく、８ｍｍ以上であることがより一層好ましい。また、上記幅Ｗは１５ｍｍ以下であることが好ましく、１４ｍｍ以下であることがより一層好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリにおいて、カフの直径方向に沿った幅Ｗとは、カフの直径Ｄ１からカフの開口の直径Ｄ２を減じた寸法を２で除した寸法のことである（後述する図２（ａ）参照。）。

本態様の脱血導管アセンブリにおいては、前記脱血導管アセンブリは、前記心臓の左心室心尖部又はその近傍に装着して前記心臓の左心室内の血液を補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリであることが好ましい。本態様の脱血導管アセンブリによれば、効率良く心臓を補助できる補助人工心臓システムに好適に用いることができる。

［１２］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、少なくとも前記脱血導管の一方の端部には、環状の補強部材が配設されていることが好ましい。

ところで、本態様の脱血導管アセンブリにおいては、インフローカニューレが存在しないため、手術により心臓に設けられた開口が手術後に徐々に狭くなるという事態が発生するのではないかと考えられる。しかしながら、本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管の一方の端部には環状の補強部材が配設されていることから、手術により心臓に設けられた開口が手術後に徐々に狭くなるという事態の発生を防止できる。

環状の補強部材は、人工血管の強度を補うために人工血管の一方の端部に配設された環状又はコイル状の部材である。環状の補強部材としては、例えば、長手方向に沿って人工血管の外周部に溶着されて用いられる従来より公知の螺旋状の補強リング（補助ＰＴＦＥヘリックスということもある）を好適に用いることができる。但し、これに限定されるものではなく、上記した従来より公知の螺旋状の補強リングとは別の部材を用いることもできる。例えば、人工血管の一方の端部における外周部又は内周部に配設された環状又は螺旋状の補強リング、カフの内周部に埋め込まれた環状又は螺旋状の補強リングを例示することもできる。なお、環状の補強部材は、断面形状が円であってもよいし、長円であってもよいし、四角形その他の多角形であってもよいし、その他の形状であってもよい。また、環状の補強部材は、ベルト状のものであってもよい。環状の補強部材は、人工血管の外周部又は内周部に溶着されていてもよい。

脱血導管の外周面には、上記した第１の気体不透過性素材層を介して、血液適合性及び抗血栓性を有する材料（例えば、ＭＰＣポリマー）がコーティングされていてもよい。

［１３］本発明の脱血導管アセンブリにおいては、前記脱血導管の他方の端部には、補助人工心臓ポンプに接続するための接続リングが配設されていることが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリは、人工血管の他方の端部に補助人工心臓ポンプに接続するための接続リングが配設されていることから、補助人工心臓ポンプとの接続作業性に優れた脱血導管アセンブリとなる。

［１４］本発明の脱血導管アセンブリは、心臓に装着して前記心臓内の血液を前記心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリであって、多孔性素材からなる脱血導管と、前記脱血導管の一方の端部に配設されたインフローカニューレと、前記インフローカニューレの外周所定位置に配設されたカフとからなり、前記脱血導管の外周面には気体不透過性素材層が形成されていることを特徴とする。

本発明の脱血導管アセンブリの効果のうち、脱血導管が多孔性素材からなることに基づく効果、及び、脱血導管の外周面に第１の気体不透過性素材層が形成されている効果は、上記した脱血導管アセンブリ、すなわち、インフローカニューレを備える脱血導管アセンブリの場合にも得られる。

［１５］本発明の補助人工心臓ポンプシステムは、血液導入部及び血液送出部を有する補助人工心臓ポンプと、前記補助人工心臓ポンプの前記血液導入部と心臓とを接続する脱血導管アセンブリと、前記補助人工心臓ポンプの前記血液送出部と大動脈とを接続するアウトフローグラフトとを備える補助人工心臓ポンプシステムであって、前記脱血導管アセンブリは、本発明の脱血導管アセンブリのうち上記（１）〜（１３）のいずれかにの脱血導管アセンブリであることを特徴とする。

本発明の補助人工心臓ポンプシステムによれば、本発明の脱血導管アセンブリのうち上記（１）〜（１３）のいずれかに記載の脱血導管アセンブリを備えることから、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決可能な補助人工心臓ポンプシステムとなる。

また、本発明の補助人工心臓ポンプシステムによれば、脱血導管が多孔性素材からなることから、補助人工心臓ポンプシステムを使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされるとともにその部分に少なくとも疑似内膜（犠牲内膜）が形成され、また、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、血栓発生の問題が軽減された補助人工心臓ポンプシステムとなる。

また、本発明の補助人工心臓ポンプシステムによれば、脱血導管の外周面には第１の気体不透過性素材層が形成されていることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

本発明の補助人工心臓ポンプシステムにおいては、前記脱血導管アセンブリは、上記［１３］に記載の脱血導管アセンブリであることがより好ましい。これらの脱血導管アセンブリには補助人工心臓ポンプに接続するための接続リングが配設されていることから、脱血導管アセンブリと補助人工心臓ポンプとがより一層適切に接続された補助人工心臓ポンプシステムを実現できるからである。

［１６］本発明の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法は、人工血管からなる脱血導管と、前記脱血導管の一方の端部に取り付けられたカフとからなる脱血導管アセンブリを準備する第１工程と、心臓の所定部位に開口を開ける第２工程と、前記心臓の外側において前記開口を取り囲む位置に配置した複数のプレジェットのそれぞれについて、両端に針を付けた縫合糸のそれぞれの針を前記プレジェットの表面から前記心臓の心筋を貫通して前記心臓の内側まで通すことにより前記心臓に糸掛けを行う第３工程と、前記縫合糸のそれぞれについて、前記各針を前記開口を通して前記心臓の外側に取り出すともに、前記各針を前記脱血導管アセンブリの前記カフに通して前記カフへの糸掛けを行う第４工程と、前記各縫合糸を縛ることにより前記脱血導管の面（つら）と前記心臓の内壁面とが面一（つらいち）となった状態で前記脱血導管アセンブリを前記心臓に装着する第５工程とをこの順序で含むことを特徴とする。

本発明の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法によれば、本発明の脱血導管アセンブリを適正に心臓に装着することが可能となり、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決可能な補助人工心臓ポンプシステムを実現することができる。

［１７］本発明の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法においては、前記第５工程において、前記脱血導管が前記心臓の内壁面から前記心臓の内部側に突出しない状態で前記脱血導管アセンブリを前記心臓に装着することが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法によれば、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決可能な補助人工心臓ポンプシステムを実現することができる。

［１８］本発明の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法において、前記第５工程においては、前記開口のパンチング切断面を前記カフが覆うような状態で前記脱血導管アセンブリを前記心臓に装着することが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決可能な補助人工心臓ポンプシステムを実現することができる。

［１９］本発明の脱血導管アセンブリの心臓への装着方法においては、前記第５工程の後に、前記開口を取り囲む領域内において、前記縫合糸とは別の縫合糸を用いて前記カフと前記心臓との間でスパイラル状に糸掛けを行って、前記脱血導管アセンブリの前記心臓への装着をより強固なものにする第６工程をさらに含むことが好ましい。

本態様の脱血導管アセンブリによれば、脱血導管アセンブリの心臓への装着をより強固なものにすることができる。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を説明するために示す図である。 実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を説明するために示す図である。 実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を説明するために示す図である。 実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を心臓左心室の心尖部に装着するときの様子を説明するために示す図である。 実施形態２に係る脱血導管アセンブリ１０１を説明するために示す図である。 実施形態３に係る脱血導管アセンブリ１０２を説明するために示す図である。 実施形態４に係る脱血導管アセンブリ１０３を説明するために示す図である。 実施形態５に係る脱血導管アセンブリ１０４を説明するために示す図である。 実施形態６に係る脱血導管アセンブリ１０５を説明するために示す図である。 実施形態７に係る脱血導管アセンブリ１０６を説明するために示す図である。 実施形態８に係る脱血導管アセンブリ１０７を説明するために示す図である。 実施形態９に係る脱血導管アセンブリ１０８を説明するために示す図である。 試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着する様子を示す写真である。 試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着後６０日経過した後に仔牛を犠牲死させた後の脱血導管アセンブリ１００の写真である。 試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着後６０日経過した後に仔牛を犠牲死させた後の仔牛の肝臓の断面写真である。 従来の脱血導管アセンブリ９００を説明するために示す図である。 従来の脱血導管アセンブリ９００を説明するために示す図である。 従来の脱血導管アセンブリ９００の課題を説明するために示す図である。 従来の脱血導管アセンブリ９００の課題を説明するために示す図である。

以下、本発明の実施形態について説明する。

［実施形態１］
１．脱血導管アセンブリ
図１〜図３は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を説明するために示す図である。このうち、図１は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の使用例を示す図である。図２は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の構造を示す図である。図２（ａ）は脱血導管アセンブリ１００の断面図であり、図２（ｂ）は脱血導管アセンブリ１００の斜視図である。図２（ｃ）は脱血導管アセンブリ１００を脱血導管側から見た平面図である。図３は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００に接続リング１４０を配設したものの構造を示す図である。図３（ａ）は脱血導管アセンブリ１００の一部断面平面図であり、図３（ｂ）はカフ側から見た脱血導管アセンブリ１００の平面図である。なお、図３中、符号１４２は締め付け用クランプを示し、符号１４４は管状接続部材を示す。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、図１及び図２に示すように、心臓（心臓左心室２２の心尖部２４）に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプ１０に導くために用いる脱血導管アセンブリである。そして、補助人工心臓ポンプ１０と、脱血導管アセンブリ１００と、補助人工心臓ポンプ１０の血液送出部と大動脈（上行大動脈）とを接続するアウトフローグラフト１２とを備える補助人工心臓ポンプシステムを、実施形態１に係る補助人工心臓ポンプシステム１とする。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、図２及び図３に示すように、多孔性素材からなる脱血導管１１０と、脱血導管１１０の一方の端部に取り付けられたカフ１２０とからなり、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成されている。従って、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、特許文献１に記載された脱血導管アセンブリ９００や従来の脱血導管アセンブリの場合とは異なり、インフローカニューレ（カニューレチップ）が存在しない。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、脱血導管１１０は、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）製の人工血管からなる。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、カフ１２０は、ＰＴＦＥ製不織布からなる。カフ１２０は、例えばＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸を用いて、脱血導管１１０に縫い付けられている。ＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸の代わりに、ＰＴＦＥ製のマルチフィラメント縫合糸やポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸などを用いることもできる。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、第１の気体不透過性素材層１１２は、ポリカーボネートウレタン層からなる。ポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲内にあり、例えば０．２ｍｍである。ポリカーボネートウレタン層は、ポリカーボネートウレタンの樹脂ペレットを例えばテトラフルオロフランに溶解させたポリマー溶液を塗布法又はスプレイ法により脱血導管の外周面上にコーティングしこれを乾燥させたものを用いる。ポリカーボネートウレタン層は、ポリカーボネートウレタンの原料となる主剤と硬化剤とを混合した後、これを塗布法又はスプレイ法により脱血導管の外周面上にコーティングし、これを硬化させたものを用いてもよい。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、第２の気体不透過性素材層１２２は、ポリカーボネートウレタン層からなる。ポリカーボネート系ウレタン層の厚さは、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲内にあり、例えば０．２ｍｍである。ポリカーボネートウレタン層は、ポリカーボネートウレタンの樹脂ペレットを例えばテトラフルオロフランに溶解させたポリマー溶液を塗布法又はスプレイ法により脱血導管の外周面上にコーティングしこれを乾燥させたものを用いる。ポリカーボネートウレタン層は、ポリカーボネートウレタンの原料となる主剤と硬化剤とを混合した後、これを塗布法又はスプレイ法により脱血導管の外周面上にコーティングし、これを硬化させたものを用いてもよい。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、カフ１２０の脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層１２２が形成されている。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、第１の気体不透過性素材層１１２と、第２の気体不透過性素材層１２２とは連続して形成されている。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００において、第２の気体不透過性素材層１２２は、図２（ｃ）に示すように、脱血導管１１０の外周面から少なくとも２ｍｍ（例えば５ｍｍ）の領域Ａに形成されている。また、第２の気体不透過性素材層１２２は、カフ１２０の外周から少なくとも２ｍｍ（例えば３ｍｍ）の領域Ｂには形成されていない。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、脱血導管１１０の一方の端部には、環状の補強部材が配設（例えば溶着）されている。

環状の補強部材は、人工血管の強度を補うために人工血管の一方の端部に配設された環状又はコイル状の部材である。環状の補強部材としては、例えば、長手方向に沿って人工血管の外周部に溶着されて用いられる従来より公知の螺旋状の補強リング（補助ＰＴＦＥヘリックスということもある）を好適に用いることができる。環状の補強部材は、人工血管の外周部又は内周部に溶着されていてもよい。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、脱血導管１１０の外周部には螺旋状の補強リング１３０が溶着されている。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、図３に示すように、脱血導管１１０の他方の端部に、補助人工心臓ポンプ１０に接続するための接続リング１４０が配設されていてもよい。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００においては、脱血導管１１０の内径（縫い付ける前の内径）は、例えば１６ｍｍである。また、カフ１２０の外径（縫い付ける前の外径）は、例えば３８ｍｍであり、カフ１２０の内径（縫い付ける前の内径）は、例えば１８ｍｍである。また、図２（ａ）を参照して、カフ１２０の直径方向に沿った幅Ｗ（縫い付ける前の幅Ｗ）は、５ｍｍ〜１６ｍｍの範囲内（例えば１２ｍｍ）にある。

なお、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、図２に示すように、脱血導管１１０の一方の端部における端面がカフ１２０の側面に当接している構造（突き当て構造）を有している。但し、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、脱血導管１１０の一方の端部における外周面がカフ１２０の内周面に当接している構造（挿入構造）を有していてもよいし、これらの構造の中間のような構造を有していてもよい。実際上、カフ１２０を脱血導管１１０に縫い付ける過程で、脱血導管１１０とカフ１２０との接続構造がどうなっているか判別しにくくなる。

脱血導管の外周面には、上記した第１の気体不透過性素材層を介して、血液適合性及び抗血栓性を有する材料（例えば、ＭＰＣポリマー）がコーティングされていてもよい。

２．脱血導管アセンブリの心臓への装着方法
図４は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を心臓左心室の心尖部に装着するときの様子を模式的に説明するために示す図である。図４（ａ）〜図４（ｅ）は各工程図であり、図４（ｆ）は図４（ａ）に対応する平面図であり、図４（ｇ）は図４（ｃ）に対応する平面図であり、図４（ｈ）は図４（ｄ）に対応する部分拡大図である。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を心臓左心室の心尖部に装着するときは、図４に示すように、以下の工程により行う。

（１）第１工程
まず、多孔性素材からなる脱血導管１１０と、脱血導管１１０の一方の端部に取り付けられたカフ１２０と、脱血導管１１０の外周部に溶着された補強リング（補助ＰＴＦＥヘリックス）１３０からなり、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成され、カフ１２０の脱血導管側の面における内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層１２２が形成されている脱血導管アセンブリ１００を準備する（図２及び図３参照。）。

（２）第２工程
次に、パンチャーを用いたパンチングにより心臓（左心室２２の心尖部２４）の所定部位に開口（この場合パンチ穴）２８を開ける（図４（ａ）及び図４（ｆ）参照。）。

（３）第３工程
次に、心臓の外側において開口２８を取り囲む位置に配置した複数のプレジェット４０のそれぞれについて、両端に針４４を付けた縫合糸４２のそれぞれの針４４をプレジェット４０の表面から心筋２６を貫通して心臓の内側まで通すことにより心臓に糸掛けを行う（図４（ｂ）参照。）

（４）第４工程
次に、縫合糸４２のそれぞれについて、各針４４を開口２８を通して心臓の外側に取り出すともに、各針４４を脱血導管アセンブリ１００のカフ１２０に通してカフ１２０への糸掛けを行う（図４（ｃ）及び図４（ｇ）参照。）。

（５）第５工程
次に、各縫合糸４２を縛ることにより、脱血導管１１０の面（つら）と心臓の内壁面３４とが面一（つらいち）となった状態で、言い換えると、脱血導管が心臓の内壁面から突出しない状態で、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着する（図４（ｄ）、図４（ｈ）及び図１３（ｄ）参照。）。なお、第５工程においては、脱血導管１１０の面（つら）と心臓の内壁面３４とが面一（つらいち）となった状態で脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着するためには、手術により心臓に設けられた開口２８のパンチング切断面２９をカフが覆うような状態となるように各縫合糸を縛ることとしている（図４（ｈ）参照。）。

（６）第６工程
最後に、開口２８を取り囲む領域内において、上記した縫合糸とは別の縫合糸を用いて、カフ１２０（カフ１２０の外周部）と心臓左心室２２との間でスパイラル状に糸掛けを行って、脱血導管アセンブリ１００の心臓への装着をより強固なものにする（図４（ｅ）参照。）。この場合、糸掛けは、カフ１２０と、カフ１２０とプレジェット４０に挟まれた領域との間で行ってもよいし、カフ１２０と、プレジェット４０との間で行ってもよいし、カフ１２０と、プレジェット４０を取り囲む領域との間で行ってもよい。

なお、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着する際に行う手術には、例えばＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸を用いる。ＰＴＦＥ製のモノフィラメント縫合糸の代わりに、ＰＴＦＥ製のマルチフィラメント縫合糸やポリエステル製のマルチフィラメント縫合糸などを用いることもできる。

上記の工程を順に行うことにより、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を心臓左心室２２の心尖部２４に装着することができる。

３．実施形態１の効果
実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００は、脱血導管１１０と、当該脱血導管１１０の一方の端部に取り付けられたカフ１２０とからなることから、インフローカニューレ（カニューレチップ）が存在しない。このため、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、インフローカニューレが存在しないことから、心臓内の血流が極めて弱い患者の心臓に脱血導管アセンブリが装着された場合に、インフローカニューレの根元の部分で血栓が発生するという事態、手術又は術後心臓縮小などにより脱血導管アセンブリが心臓に対して斜めに装着された状態となった場合に、インフローカニューレと心筋とが近接又は接触している部分で血栓が発生するという事態、及び、心腔内が負圧（１気圧未満）になった場合であっても、血流３０が弱くなってインフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生したり、インフローカニューレ９２０と心筋２６とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生したりするという事態が発生することがなくなり、上記した、従来の脱血導管アセンブリが有する上記３つの課題を解決することが可能となる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０が多孔性素材からなることから、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされるとともにその部分に少なくとも疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、血栓発生の問題が軽減された脱血導管アセンブリとなる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成されていることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０が柔軟性に優れたｅＰＴＦＥ製の人工血管からなることから、脱血導管アセンブリを容易に補助人工心臓ポンプに接続することができる。また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０が柔軟性に優れたｅＰＴＦＥ製の人工血管からなることから、人体への負担を軽くすることができる。また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０がｅＰＴＦＥ製の人工血管からなることから、血液適合性及び抗血栓性に優れた脱血導管アセンブリとなる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、カフ１２０が、ＰＴＦＥ製不織布からなることから、心臓組織との生体親和性に優れた脱血導管アセンブリとなる。また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、カフ１２０が、ＰＴＦＥ製不織布からなることから、カフの柔軟性が高く、脱血導管アセンブリを心臓に装着する際に行う手術の自由度が高くなる。また、患者の心臓の形状・構造に相応しい形状の脱血導管アセンブリを実現できる。また、手術の際に、縫合糸によりプレジェット、心臓、カフに糸掛けを行った後、縫合糸を縛ることにより、手術により心臓に設けられた開口の断面（例えばパンチング切断面）をカフが覆うような形状の脱血導管アセンブリを実現できる（図４（ｄ）、図４（ｅ）及び図４（ｈ）参照。）。なお、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００において、カフ１２０は、ＰＴＦＥ製不織布からなるものに限定されるものではなく、ポリエステル製不織布その他のものであってもよい。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第１の気体不透過性素材層１１２が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、優れた気体不透過性能が得られ、その結果、優れた空気巻き込み防止性能が得られる。また、第１の気体不透過性素材層１１２が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、生体に悪影響を与えることがない。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、カフ１２０の脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層１２２が形成されていることから、図４（ｅ）に示すように、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着した場合に、カフ１２０を介した空気が巻き込まれる事態を極力抑制することができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第１の気体不透過性素材層１１２を構成するポリカーボネート系ウレタン層の厚さが、０．０５ｍｍ以上であることから、気体不透過性能が高く十分な空気巻き込み防止効果が得られる。また、当該厚さが０．５ｍｍ以下であることから、脱血導管の柔軟性が高く脱血導管アセンブリを補助人工心臓ポンプへ接続する際の作業性が低下することがなく、また、人体への負担が重くなることもない。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第１の気体不透過性素材層１１２と第２の気体不透過性素材層１２２とが連続して形成されていることから、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着した場合に、カフ１２０を介して心臓内部から空気が巻き込まれる事態を極力抑制することができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第２の気体不透過性素材層１２２が、脱血導管１１０の外周面から少なくとも２ｍｍの領域に形成されていることから、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着した場合に、カフ１２０を介して心臓内部から空気が巻き込まれる際の経路を極力狭くすることができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第２の気体不透過性素材層１２２が、カフ１２０の外周から少なくとも２ｍｍの領域には形成されていないことから、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着した場合に、カフ１２０の脱血導管側の面においても生体組織がカフに浸潤して、カフと生体とが良好に癒着するようになる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第２の気体不透過性素材層１２２が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、優れた気体不透過性能が得られ、その結果、優れた空気巻き込み防止性能が得られる。また、第２の気体不透過性素材層１２２が、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることから、生体に悪影響を与えることがない。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、カフ１２０が脱血導管１１０に縫い付けられていることから、カフ１２０と脱血導管１１０との柔軟な接続が実現できるため、患者の心臓の形状・構造に相応しい形状の脱血導管アセンブリを実現できる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、第２の気体不透過性素材層１２２を構成するポリカーボネート系ウレタン層の厚さが０．０５ｍｍ以上であるから、気体不透過性能が高く十分な空気巻き込み防止効果が得られる。また、当該厚さが０．５ｍｍ以下であることから、カフの柔軟性が高く、脱血導管アセンブリを心臓へ装着する際の作業性が低下したり、手術により心臓に設けられた開口の断面（例えばパンチング切断面）をカフが覆った状態を実現し難くなることがない。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、カフ１２０の直径方向に沿った幅Ｗが５ｍｍ以上であることから、手術により心臓に設けられた開口２８の断面（パンチング面）をカフで十分に覆えるようになる（図４（ｄ）及び図４（ｈ）参照。）。また、心臓とカフ１２０との間でスパイラル状に糸掛け作業けを行うことが可能となる（図４（ｅ）参照。）。また、カフ１２０の直径方向に沿った幅Ｗが１６ｍｍ以下であることから、患者の身体に不要な負担をかけてしまうことがなくなる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管アセンブリ１００は、心臓の左心室心尖部又はその近傍に装着して心臓の左心室内の血液を補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリであることから、効率良く心臓を補助できる補助人工心臓システムに好適に用いることができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、少なくとも脱血導管１１０の一方の端部には、環状の補強部材（補強リング１３０）が配設されていることから、手術により心臓に設けられた開口が手術後に徐々に狭くなるという事態の発生を防止できる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、環状の補強部材として、人工血管の長手方向に沿って配設した補強リング１３０をそのまま用いたことから、環状の補強部材として新たな部品を用いることが無く部品点数の少ない脱血導管アセンブリを構成することができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、脱血導管１１０の他方の端部には、補助人工心臓ポンプに接続するための接続リング１４０が配設されていることから、補助人工心臓ポンプとの接続作業性に優れた脱血導管アセンブリとなる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、上記幅Ｗが５ｍｍ以上あることから、手術により心臓に設けられた開口２８の断面（パンチ面）をカフで十分に覆うことができるようになる（図４（ｄ）及び図４（ｈ）参照。）。また、心臓とカフ１２０との間でスパイラル状に糸掛けを行う作業が行うことが可能となる（図４（ｅ）参照。）。また、上記幅Ｗが１６ｍｍ以下あることから、患者の身体に不要な負担をかけてしまうことがなくなる。

さらにまた、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００によれば、心臓左心室２２の心尖部２４又はその近傍に装着して心臓内の血液を補助人工心臓ポンプ１０に導くために用いる脱血導管アセンブリであることから、効率良く心臓を補助できる補助人工心臓システムに好適に用いることができる。

実施形態１に係る補助人工心臓ポンプシステム１は、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００を備えることから、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決可能な補助人工心臓ポンプシステムとなる。

また、実施形態１に係る補助人工心臓ポンプシステム１によれば、脱血導管１１０が多孔性素材からなることから、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされて疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、従来よりも血栓発生の問題が軽減された補助人工心臓ポンプシステムとなる。

また、実施形態１に係る補助人工心臓ポンプシステム１によれば、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成されていることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

実施形態１に係る脱血導管アセンブリの心臓への装着方法によれば、少なくとも上記した第１工程から第５工程をこの順序で実施することから、第５工程で各縫合糸を縛ることにより、脱血導管の面（つら）と心臓の内壁面とが面一（つらいち）となった状態で、言い換えると、脱血導管が心臓の内壁面から突出しない状態で、脱血導管アセンブリを適正に心臓に装着することが可能となり、従来の脱血導管アセンブリにおいてインフローカニューレ（カニューレチップ）が存在することに起因して発生していた上記３つの課題を解決することが可能となる。なお、第５工程で、脱血導管の面（つら）と心臓の内壁面とが面一（つらいち）となった状態で脱血導管アセンブリを適正に心臓に装着するためには、手術により心臓に設けられた開口のパンチング切断面をカフが覆うような状態となるように各縫合糸を縛ることが好ましい。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリの心臓への装着方法によれば、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ、すなわち、多孔性素材からなる脱血導管を備える脱血導管アセンブリを適正に心臓に装着することが可能となることから、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされて疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、従来よりも血栓発生の問題が軽減された補助人工心臓ポンプシステムとなる。また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ、すなわち、脱血導管の外周面に第１の気体不透過性素材層が形成されている脱血導管アセンブリを適正に心臓に装着することが可能となることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

また、実施形態１に係る脱血導管アセンブリの心臓への装着方法によれば、第５工程の後に、上記した第６工程をさらに含むことから、脱血導管アセンブリの心臓への装着をより強固なものにすることができる。

［実施形態２〜５］
図５は、実施形態２に係る脱血導管アセンブリ１０１を説明するために示す図（断面図）である。図６は、実施形態３に係る脱血導管アセンブリ１０２を説明するために示す図（断面図）である。図７は、実施形態４に係る脱血導管アセンブリ１０３を説明するために示す図（断面図）である。図８は、実施形態５に係る脱血導管アセンブリ１０４を説明するために示す図（断面図）である。

実施形態２〜５に係る脱血導管アセンブリ１０１〜１０４は、基本的には実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００と同様の構成を有するが、環状の補強部材として、補強リング１３０とは別の環状の補強部材を備える点が実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と異なる。

すなわち、実施形態２に係る脱血導管アセンブリ１０１は、図５に示すように、環状の補強部材として、補強リング１３０とは別の補強リング１３２を備える。また、実施形態３に係る脱血導管アセンブリ１０２は、図６に示すように、環状の補強部材として、カフ１２０の内周部に埋め込まれた補強リング１３４を備える。また、実施形態４に係る脱血導管アセンブリ１０３は、図７に示すように、環状の補強部材として、脱血導管１１０の外周側に配設された補強ベルト１３６を備える。また、実施形態５に係る脱血導管アセンブリ１０４は、図８に示すように、環状の補強部材として、脱血導管１１０の内周側に配設された補強ベルト１３８を備える。なお、補強ベルト１３０は、血液の流れを阻害しないように、血流方向に沿って内周面が徐々に狭くなるようなテーパー形状に構成されている。

このように、実施形態２〜５に係る脱血導管アセンブリ１０１，１０２，１０３，１０４は、環状の補強部材として、補強リング１３０とは別の環状の補強部材を備える点が実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と異なるが、インフローカニューレ（カニューレチップ）が存在しないことから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、心臓内の血流が極めて弱い患者の心臓に脱血導管アセンブリが装着された場合に、インフローカニューレの根元の部分で血栓が発生するという事態、手術又は術後心臓縮小などにより脱血導管アセンブリが心臓に対して斜めに装着された状態となった場合に、インフローカニューレと心筋とが近接又は接触している部分で血栓が発生するという事態、及び、心腔内が負圧（１気圧未満）になった場合であっても、血流３０が弱くなってインフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生したり、インフローカニューレ９２０と心筋２６とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生したりするという事態が発生することがなくなり、上記した３つの課題を解決することが可能となる。

また、実施形態２〜５に係る脱血導管アセンブリ１０１，１０２，１０３，１０４によれば、脱血導管１１０が多孔性素材からなることから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされて疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、従来よりも血栓発生の問題を軽減することができる。

また、実施形態２〜５に係る脱血導管アセンブリ１０１，１０２，１０３，１０４によれば、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成されていることから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

なお、実施形態２〜５に係る脱血導管アセンブリ１０１，１０２，１０３，１０４において、補強リング１３２，１３４及び補強ベルト１３６，１３８としては、金属製又は硬質樹脂製のものを好適に用いることができる。

［実施形態６〜９］
図９は、実施形態６に係る脱血導管アセンブリ１０５を説明するために示す図（断面図）である。図１０は、実施形態７に係る脱血導管アセンブリ１０６を説明するために示す図（断面図）である。図１１は、実施形態８に係る脱血導管アセンブリ１０７を説明するために示す図（断面図）である。図１２は、実施形態９に係る脱血導管アセンブリ１０８を説明するために示す図（断面図）である。

実施形態６に係る脱血導管アセンブリ１０５は、基本的には実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００と同様の構成を有するが、図９に示すように、第２の気体不透過性素材層を有しない点で実施形態１に係る脱血導管アセンブリとは異なる。また、実施形態７に係る脱血導管アセンブリ１０６は、基本的には実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００と同様の構成を有するが、図１０に示すように、脱血導管１１１がポリエステル織布製の人工血管からなる点で実施形態１に係る脱血導管アセンブリとは異なる。また、実施形態８に係る脱血導管アセンブリ１０６は、基本的には実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００と同様の構成を有するが、図１１に示すように、第１の気体不透過性素材層１１３がポリウレタン層からなる点で実施形態１に係る脱血導管アセンブリとは異なる。また、実施形態９に係る脱血導管アセンブリ１０８は、基本的には実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００と同様の構成を有するが、図１２に示すように、第１の気体不透過性素材層１１２及び第２の気体不透過性素材層１２２が、脱血導管１１０の外周面上に補助ヘリックス１３０を配設（溶着）した後に形成（コーティング）されたものである点で実施形態１に係る脱血導管アセンブリとは異なる。

このように、実施形態６〜９に係る脱血導管アセンブリ１０５，１０６，１０７，１０８はそれぞれ、第２の気体不透過性素材層を有しない点、脱血導管１１１がポリエステル織布製の人工血管からなる点、第１の気体不透過性素材層１１３がポリウレタン層からなる点、第１の気体不透過性素材層１１２及び第２の気体不透過性素材層１２２が、脱血導管１１０の外周面上に補助ヘリックス１３０を配設した後に形成されたものである点で、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と異なるが、インフローカニューレ（カニューレチップ）が存在しないことから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、心臓内の血流が極めて弱い患者の心臓に脱血導管アセンブリが装着された場合に、インフローカニューレの根元の部分で血栓が発生するという事態、手術又は術後心臓縮小などにより脱血導管アセンブリが心臓に対して斜めに装着された状態となった場合に、インフローカニューレと心筋とが近接又は接触している部分で血栓が発生するという事態、及び、心腔内が負圧（１気圧未満）になった場合であっても、血流３０が弱くなってインフローカニューレ９２０の根元の部分で血栓３２が発生したり、インフローカニューレ９２０と心筋２６とが近接又は接触している部分で血栓３２が発生したりするという事態が発生することがなくなり、上記した３つの課題を解決することが可能となる。

また、実施形態６〜９に係る脱血導管アセンブリ１０５，１０６，１０７，１０８によれば、脱血導管１１０が多孔性素材からなることから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、脱血導管（脱血導管アセンブリ）を使用する過程において多孔性素材からなる脱血導管の内周面に血栓がアンカリングされて疑似内膜（犠牲内膜）が形成されるとともに、心臓に近い部位（心臓から２〜３ｃｍ以内の部位）には内皮細胞が安定して定着する結果、従来よりも血栓発生の問題を軽減することができる。

また、実施形態６〜９に係る脱血導管アセンブリ１０５，１０６，１０７，１０８によれば、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成されていることから、実施形態１に係る脱血導管アセンブリ１００の場合と同様に、多孔性素材からなる脱血導管を用いるにもかかわらず、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止することができる。

［試験例］
試験例は、本発明の脱血導管アセンブリが、従来の脱血導管アセンブリ９００の場合と同様に、心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリとして使用可能であることを確認するための試験例である。

１．脱血導管アセンブリの心臓への装着
図１３は、試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着する様子を示す写真である。図１３（ａ）〜図１３（ｆ）は各作業工程を示す図である。
脱血導管アセンブリの心臓への装着は、基本的には、実施形態１に係る「脱血導管アセンブリの心臓への装着方法」と同様の方法により行った。

すなわち、まず、第１工程として、多孔性素材からなる脱血導管１１０と、脱血導管１１０の一方の端部に取り付けられたカフ１２０と、脱血導管１１０の外周部に溶着された補強リング（補助ＰＴＦＥヘリックス）１３０と、脱血導管１１０の他方の端部に配設された接続リング１４０を備え、脱血導管１１０の外周面には第１の気体不透過性素材層１１２が形成され、カフ１２０の脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層１２２が形成されている脱血導管アセンブリ１００を準備する（図２及び図３参照。）。なお、脱血導管１１０の内周面にはウレタン系樹脂がコーティングされていない。また、脱血導管１１０の外周面及び内周面にはＭＰＣコーティングが施されていない。

次に、第２工程として、仔牛（年齢：３月、体重：８３ｋｇ、性別：オス）の胸部を開胸後、１９ｍｍΦのパンチャを用いたパンチングにより心臓の所定部位（心臓左心室の心尖部）に開口（パンチ穴）２８を開ける（図４（ａ）及び図１３（ａ）参照。）。
次に、第３工程として、心臓の外側において開口２８を取り囲む位置に配置した複数（１０個）のプレジェット４０のそれぞれについて、両端に針４４を付けた縫合糸４２のそれぞれの針４４をプレジェット４０の表面から心筋２６を貫通して心臓の内側まで通すことにより心臓に糸掛けを行う（図４（ｂ）参照。）。
次に、第４工程として、縫合糸４２のそれぞれについて、各針４４を開口２８を通して心臓の外側に取り出す（図１３（ｂ）参照。）とともに、各針４４を脱血導管アセンブリ１００のカフ１２０に通してカフ１２０への糸掛けを行う（図４（ｃ）及び図１３（ｃ）参照。）。

次に、第５工程として、各縫合糸４２を縛ることにより、脱血導管の面（つら）と心臓の内壁面とが面一（つらいち）となった状態で、言い換えると、脱血導管が心臓の内壁面から突出しない状態で、脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着する（図４（ｄ）及び図４（ｅ）及び図１３（ｄ）参照。）。なお、第５工程においては、脱血導管１１０の面（つら）と心臓の内壁面３４とが面一（つらいち）となった状態で脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着するためには、手術により心臓に設けられた開口２８のパンチング切断面２９をカフが覆うような状態となるように各縫合糸を縛ることとしている（図４（ｈ）参照。）。
次に、第６工程として、プレジェット４０と開口２８とに挟まれる領域において、縫合糸４２とは別の縫合糸４８を用いて心臓とカフ１２０との間でスパイラル状に糸掛けを行って、脱血導管アセンブリの心臓への装着をより強固なものにする（図４（ｅ）及び図１３（ｅ）参照。）。

次に、脱血導管アセンブリ１００の全体にフィブリンのりを塗布する（図１３（ｆ）参照。）。次に、脱血導管アセンブリ１００を補助人工心臓ポンプ１０の血液導入部に接続するとともに、あらかじめに動脈に装着しておいたアウトフローグラフト１２を補助人工心臓ポンプ１０の血液送出部に接続し、補助人工心臓ポンプ１０を作動させた後、閉胸する。補助人工心臓ポンプ１０としては、株式会社サンメディカル技術研究所製の補助人工心臓ポンプ（EVAHEART C02システム）を用いた。

２．評価方法
（１）評価方法１
評価方法１は、試験例に係る脱血導管アセンブリを用いて、脱血導管アセンブリの心臓への装着を適正に行えるかどうかについての評価方法である。評価方法１による評価は、手術を行った医者の判断により行った。

（２）評価方法２
評価方法２は、試験例に係る脱血導管アセンブリが、従来の脱血導管アセンブリの場合と同様に、心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリとして使用可能であるかどうかの評価方法である。評価方法２による評価は、補助人工心臓ポンプの埋め込み手術後における仔牛の状態を観察すること、補助人工心臓ポンプの埋め込み手術後６０日経過後に仔牛を犠牲死させ、脱血導管アセンブリの様子を観察すること、及び、肝臓の断面において腎梗塞を観察することにより行った。

３．評価結果
（１）評価結果１
評価方法１による評価を行った結果、試験例に係る脱血導管アセンブリを用いて、脱血導管アセンブリの心臓への装着を適正に行なえることが確認できた（図１３（ａ）〜図１３（ｆ）参照。）。

（２）評価結果２
図１４は、試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着後６０日経過した後に仔牛を犠牲死させた後の脱血導管アセンブリ１００の写真である。図１４（ａ）は内視鏡を用いて脱血導管アセンブリの内部を人工血管側から撮影した写真であり、図１４（ｂ）は内視鏡を用いて脱血導管アセンブリの内部を心臓側から撮影した写真であり、図１４（ｃ）は脱血導管アセンブリを縦に切断したものを切断面側から撮影した写真である。図１５は、試験例において脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着後６０日経過した後に仔牛を犠牲死させた後の仔牛の肝臓の断面写真である。

補助人工心臓ポンプの埋め込み手術後における仔牛の状態は、仔牛を犠牲死させるまで（脱血導管アセンブリ１００を心臓に装着後６０日経過するまで）良好であった。また、図１４（ａ）〜図１４（ｃ）及び図１５からも分かるように、補助人工心臓ポンプの埋め込み手術後６０日経過した後においても、脱血導管アセンブリ１００が心臓に適正に装着されていること、脱血導管アセンブリ１００と心臓のつなぎ目がスムーズであること、脱血導管アセンブリ１００の接続部においても飛散リスクのある新生組織の過増生が認められないこと、細胞増殖による開口（パンチ穴）２８の閉塞が認められないこと、脱血導管アセンブリ１００及びその周辺で血栓の発生が認められないこと、及び、補助人工心臓ポンプ１０の埋め込みに起因した腎梗塞が認められないことが確認され、試験例に係る脱血導管アセンブリが、従来の脱血導管アセンブリの場合と同様に、心臓に装着して心臓内の血液を心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリとして適正に使用可能であることが確認できた。なお、、脱血導管（人工血管）１１０の内周面にはＭＰＣコーティングを施していないため、偽内膜様の組織が認められた（図１４（ｃ）参照。）。

なお、本発明は上述の実施形態に限られるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能となるものである。例えば、下記に示すような変形実施も可能である。

（１）上記した各実施形態においては、脱血導管アセンブリを心臓左心室の心尖部に装着する場合を例にとって本発明を説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、脱血導管アセンブリを心臓左心室の心尖部近傍に装着する場合や脱血導管アセンブリを心臓左心室以外の部位に装着する場合にも、本発明を適用することができる。

（２）上記した実施形態１においては、パンチャーを用いたパンチングにより心臓（左心室２２の心尖部２４）の所定部位に開口２８（すなわちパンチ穴）を開けたが、本発明はこれに限定されるものではない。パンチング以外の方法（例えば、コアリングナイフ、メス、はさみなどを用いた方法）により開口を開けてもよい。

（３）上記した各実施形態においては、脱血導管アセンブリを補助人工心臓ポンプに接続するための手段として接続リングを用いたが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、脱血導管アセンブリの他方の端部にネジを切っておき、当該ネジを、脱血導管アセンブリを補助人工心臓ポンプに接続するための手段として用いてもよい。

（４）上記した各実施形態においては、インフローカニューレが存在しないチップレスの脱血導管アセンブリにおける脱血導管の外周面に第１の気体不透過性素材層が形成されている脱血導管アセンブリを例にとって本発明を説明したが、本発明はこれに限定されるものでない。例えば、インフローカニューレが存在する従来構造の脱血導管アセンブリにおける脱血導管の外周面に第１の気体不透過性素材層が形成されている脱血導管アセンブリであっても、脱血導管の外周面には第１の気体不透過性素材層が形成されていることから、多孔性素材からなる脱血導管を用いたとしても、脱血導管の内部が負圧（１気圧未満）になったときにも空気の巻き込みを防止できるという効果を得ることができる。

１…補助人工心臓ポンプシステム、１０…補助人工心臓ポンプ、１２…ポンプケーブル、１４…アウトフローグラフト、２０…患者の身体、２２…心臓左心室、２４…心尖部、２６…心筋、２８…開口、２９…パンチング切断面、３０…血流、３２…血栓、３４…心臓の内壁面、４０…プレジェット、４２…縫合糸、４４…針、４６…結び目、４８…別の縫合糸、５０…腎臓、１００，１０１，１０２，１０３，１０５，１０６，１０７，１０８・・・脱血導管アセンブリ、１１０，９１０…脱血導管（人工血管）、１１２，１１３…第１の気体不透過性素材層、１２０，９２２…カフ、１２２，１２３…第２の気体不透過性素材層、１３０，１３２，１３４，９３０…補強リング、１３６，１３８…補強ベルト、１４０，９４０…接続リング、１４２，９４２…締め付け用クランプ、１４４…管状接続部材、９２０…インフローカニューレ（カニューレチップ）

Claims (11)

1. 心臓に装着して前記心臓内の血液を前記心臓から補助人工心臓ポンプに導くために用いる脱血導管アセンブリであって、
   多孔性素材からなる脱血導管と、
   前記脱血導管の一方の端部に取り付けられたカフとからなり、
   前記脱血導管の外周面には第１の気体不透過性素材層が形成され、
   前記カフの前記脱血導管側の面における少なくとも内周側所定領域には第２の気体不透過性素材層が形成され、
   前記第２の気体不透過性素材層は、前記脱血導管の外周面から少なくとも２ｍｍの領域に形成され、
   前記第２の気体不透過性素材層は、前記カフの外周から少なくとも２ｍｍの領域には形成されていないことを特徴とする脱血導管アセンブリ。
2. 請求項１に記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記脱血導管は、延伸多孔質ポリテトラフルオロエチレン製の人工血管からなることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
3. 請求項１に記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記脱血導管は、ポリエステル織布製の人工血管からなることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
4. 請求項１〜３のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記カフは、ポリテトラフルオロエチレン製不織布からなることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
5. 請求項１〜４のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記第１の気体不透過性素材層は、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
6. 請求項１〜５に記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記第１の気体不透過性素材層と、前記第２の気体不透過性素材層とは連続して形成されていることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
7. 請求項１〜６のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記第２の気体不透過性素材層は、ポリウレタン層又はポリカーボネート系ウレタン層からなることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
8. 請求項１〜７のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   前記カフは、前記脱血導管に縫い付けられていることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
9. 請求項１〜８のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
   少なくとも前記脱血導管の一方の端部には、環状の補強部材が配設されていることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
10. 請求項１〜９のいずれかに記載の脱血導管アセンブリにおいて、
    前記脱血導管の他方の端部には、補助人工心臓ポンプに接続するための接続リングが配設されていることを特徴とする脱血導管アセンブリ。
11. 血液導入部及び血液送出部を有する補助人工心臓ポンプと、前記補助人工心臓ポンプの前記血液導入部と心臓とを接続する脱血導管アセンブリと、前記補助人工心臓ポンプの前記血液送出部と大動脈とを接続するアウトフローグラフトとを備える補助人工心臓ポンプシステムであって、
    前記脱血導管アセンブリは、請求項１〜１０のいずれかに記載の脱血導管アセンブリであることを特徴とする補助人工心臓ポンプシステム。

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