WO1989009081A1 - Temporary pacing catheter - Google Patents

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WO1989009081A1
WO1989009081A1 PCT/JP1989/000328 JP8900328W WO8909081A1 WO 1989009081 A1 WO1989009081 A1 WO 1989009081A1 JP 8900328 W JP8900328 W JP 8900328W WO 8909081 A1 WO8909081 A1 WO 8909081A1
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catheter
temporary
distal end
balloon
pacemaker
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PCT/JP1989/000328
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French (fr)
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Shinichi Miyata
Takashi Kawabata
Kiyoshi Takagi
Masaru Miyahara
Takashi Tsuji
Shigeto Yoshida
Masayuki Horikawa
Fumiharu Iwai
Original Assignee
Nippon Zeon Co., Ltd.
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N1/0565—Electrode heads
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
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    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential

Definitions

  • the present invention relates to a temporary base catheter mainly used for emergency treatment.
  • temporary bashing refers to a body that does not have any vital signs embedded in the body. That is, in temporary pacing, only the single singer electrode is introduced into the body, and the distal end of the catheter with electrodes is outside the patient's body. The connection between the wires connected to the electrodes and the pacemaker is made outside the patient, and the pacemaker is usually placed outside the body.
  • implantable pacing implants the connection between the implantable pacemaker and implantable pacemaker lead.
  • ⁇ Pacemakers are also usually implanted inside the patient's body. Be included.
  • a peripheral vein for example, a femoral vein or a subclavian vein is stimulated from an incision in the skin with a force transducer.
  • the stimulus HI number, the stimulus output, the electrocardiographic input sensitivity, etc. are adjusted to desired values, and the suture surface of the skin insertion part of the catheter is determined.
  • Temporary pacemakers currently used are generally of the demand type.
  • the number of stimulations can be adjusted to a desired value (for example, 30 to 150 beats per minute) in an analog manner. It has a mechanism that can be adjusted to a desired numerical value (for example, 0.1 to 15 V) and the electrocardiographic input sensitivity can be manually adjusted to exactly the same (for example, 0.5 to 20 mV).
  • a desired numerical value for example, 0.1 to 15 V
  • the electrocardiographic input sensitivity can be manually adjusted to exactly the same (for example, 0.5 to 20 mV).
  • there is a temporary base maker that has another mechanism that can be adjusted in an analogous manner, but the above three adjustment mechanisms are always provided.
  • variable resistor used here must be robust enough to withstand repeated use, and the operating axis of the variable resistor must have a structure that takes into account waterproof sterilization and the like.
  • No. Generally, such a variable resistor is a round shape having a diameter of about 19 thighs and a thickness of about 20 thighs. Therefore, as a pacemaker, it has a large size of about 15 an in length, 10 cm in width, and about 3 an in height. It was difficult to fix it to the body surface of the car, and it had to be installed away from the body surface, making it extremely inconvenient to handle. In addition, when the patient was transferred, inconveniences such as a temporary pacemaker bowing the catheter and the force table slipped out easily occurred.
  • a temporary base catheter conventionally used is used for insertion and detention in a target site, for example, by holding a heavy metal compound and a contrast agent in the main body of the catheter and performing X-ray fluoroscopy.
  • a pressure measuring device is connected to the proximal end of the catheter in the lumen communicating with the distal end hole, and the catheter is inserted and placed while measuring the distal end pressure of the catheter.
  • a temporary pacing catheter with a balloon attached to the tip in each of the above cases and designed to float in the heart and blood vessels.
  • the distal end electrode is made of a hard metal such as stainless steel or platinum.
  • the distal electrode protrudes from the balloon when the balloon is expanded, even in a temporary pacing catheter with a balloon.
  • the distal end electrode when a conventional pacing catheter is percutaneously inserted into a blood vessel and is to be placed at a target site, the distal end electrode often damages the heart and blood vessels, and is forcibly inserted. There is a risk of perforation if attempted.
  • the inventors have found that if the temporary pacemaker function is miniaturized and incorporated in a pacing catheter, it can be attached to the patient's body and used, eliminating inconvenience.
  • a power catheter with a built-in temporary pacing function is wrapped aseptically, the second operator required to connect the temporary pacemaker to the pacing catheter is conventionally used. With the idea of becoming unnecessary, repeated studies were made to enable integration and sterilization, and the present invention was completed.
  • the present invention provides, in one aspect, a temporary pacing catheter having a temporary pacemaker function integrally.
  • the temporary pacemaker of the temporary pacing catheter generally includes the number of times of stimulation and stimulation.
  • One or both of the outputs have a fixed basing function, and more preferably, the number of stimuli
  • One or both of the stimulus output and the stimulus output are fixed, and a pacing function provided with an electrocardiographic input sensitivity automatic adjustment mechanism is provided.
  • the present invention provides a package of a temporary basing catheter, wherein the temporary pacing catheter is sterilized and packaged with a packaging material.
  • the present invention is a pacing catheter having an electrode provided at a distal end thereof, wherein a balloon is mounted near the distal end of the catheter, and wherein the balloon is inflated when inflated.
  • a pacing catheter provided so as to cover the distal end electrode is provided.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an example of a temporary base catheter according to the present invention.
  • FIG. 2 is a perspective view showing another example of the temporary basing catheter according to the present invention.
  • FIG. 3 is a block diagram of a conventional temporary pacemaker.
  • FIGS. 4A and 4B are waveforms showing the temporal change of the intracardiac electrocardiogram obtained in the circuit of FIG. 3, and FIG. 4A is an example in which the electrocardiographic input is large.
  • Figure B shows an example of small ECG input.
  • FIG. 5 is a circuit diagram showing an example of a mechanism of the temporary pacing catheter according to the present invention.
  • Fig. 6 shows the heart in ⁇ A>, ⁇ B> and ⁇ C> in Fig. 5.
  • 7 is a waveform showing a temporal change of an internal electrocardiogram.
  • FIG. 7 is a circuit diagram showing another example of the pace mechanism of the temporary base category according to the present invention.
  • FIG. 8 is a waveform showing the time course of the intracardiac electrocardiogram at ⁇ A>, ⁇ B>, ⁇ C>, ⁇ D>, and ⁇ E> in FIG.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view near the distal end of an example of the basing catheter of the present invention.
  • FIG. 10 is a sectional view showing the vicinity of the distal end of another example of the paging catheter of the present invention.
  • the temporary base maker In the temporary pacing catheter integrally provided with the temporary pacemaker function of the present invention, the temporary base maker must be small.
  • the inventors selected the minimum necessary functions as a temporary pacemaker in case of emergency in order to realize a small size, and as a result, fixed the number of stimuli and the stimulus output that were good as constant values.
  • the ECG input sensitivity was automatically adjusted. That is, in short-term emergency rescue treatment, the number of stimulations is fixed to a specific value between 60 and 120 beats per minute, for example, fixed to 100 beats per minute, and the stimulation output is a constant pulse output, for example, pulse width 1 to 5 ms. ec.
  • the pulse height is fixed to a specific value of 1 to 5 V, for example, a pulse width of 3 msec and a pulse height of 2. ⁇ V. Therefore, the pulse width and the pulse height are fixed in this way.
  • the pulse width and the pulse height are fixed in this way.
  • by providing a function to automatically adjust the ECG input sensitivity it is possible to temporarily reduce energy consumption to about 7 cm in length and about 3 era in width. The size and height were reduced to about 1 cm.
  • base electrodes (8), (8 ') and a valve (7) are attached to the distal end of the catheter.
  • a syringe (4) At the proximal end (3) of the satellite is a syringe (4).
  • the syringe (4) is connected to the balloon (7) at the distal end of the catheter through the catheter section (1), and the balloon (4) is operated by operating the syringe (4).
  • a temporary pacemaker function unit (2) is attached to the branch (5) of the force table, and the temporary pacemaker function unit (2) is connected to the single-swing electrodes (8), (8). ') Are connected by a lead wire embedded in the catheter section (1).
  • the temporary base catheter shown in Fig. 2 is provided with a temporary pacemaker function section (2) at the bifurcation, which makes it easier to operate the catheter at the time of catheter insertion than the one shown in Fig. 1. Are improving.
  • the temporary basing category shown in FIG. 2 is provided with a chemical solution lumen (10) and a chemical solution lumen opening (9).
  • the structure and function of the pacemaker function section (2) are the same as those in Fig. 1.
  • the catheter body of the temporary base catheter of the present invention may be in any form such as a catheter with a balloon, a semi-rotating catheter, a catheter with a stylet, and the like.
  • another temporary pacemaker (2) shown in FIGS. 1 and 2 is connected to another temporary pacemaker (2).
  • the latter temporary pacemaker may be used. By doing so, even if a malfunction occurs in the former integrated temporary base maker, it is possible to switch to the latter temporary pacemaker without removing the catheter and use it. You.
  • Use in general temporary pacing is as follows. That is, if the temporary paging catheter is in normal contact with the patient's heart, the energy required for stimulation will be relatively small. The relationship between the pulse width and the pulse peak value required when stimulating living tissue using a DC power source is approximated by a rectangular hyperbola and is known as the Weiss equation. If a large stimulation value is required, it is expected that the contact position of the electrode of the temporary pacing catheter is bad or constant contact is not maintained. Such pacing insufficiency can be improved by manipulating the distal end position of the temporary base catheter. In cardiac pacing, the distal end of the temporary base catheter has a stimulation pulse height of 1 V or less when the pulse width of the stimulus output is about 2 ms ec.
  • the pulse peak value of the stimulus threshold increases with time. It is usually set to at least twice the threshold value of each patient and at least 2 V. In other words, in an emergency, even if the pulse width and the pulse crest value are fixed at a certain value or more, as long as the distal end of the temporary single catheter is placed at an appropriate position, Assured pacing can be performed, and the patient can be maintained for a short period of time.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the mechanism of a conventional temporary demand-type pacemaker. (The mechanism will be described later.)
  • the pulse width is set to 3 msec and the pulse peak value is set to 2.5 V. Since the output can be fixed, the stimulus output is fixed, and the first variable resistor (18) of the pulse generation circuit (15) in the conventional demand-type pacemaker shown in FIG. 3 is removed. This is possible.
  • the demand-type pacemaker monitors the intracardiac electrocardiogram of the natural heart via a temporary pacing catheter (11). I do. That is, the intracardiac electrocardiogram obtained from the temporary base catheter (11) through the input / output switching circuit (12) is amplified by the preamplifier (13), and is filtered. Through 14), a waveform in which the electrocardiographic components other than the noise component and the intended QRS wave are suppressed is obtained. The waveform subjected to such processing is compared with a variable but constant comparison potential using a comparison circuit (15) and a third variable resistor (20).
  • Figures 4A and 4B show examples of intracardiac electrocardiogram waveforms.
  • Fig. 4A shows an example with a large ECG input
  • Fig. 4B shows an example with a small ECG input.
  • lateral eclipse indicates time
  • the vertical axis indicates potential.
  • the broken lines a and a 'and the dashed lines b and b' both represent comparison potentials.
  • the waveform that suppresses the ECG components other than the noise component and the QRS wave is compared with a variable but constant reference potential, and when a condition that is equal to or higher than the reference potential is satisfied, the QRS wave is detected.
  • the condition that is equal to or higher than the comparison potential or equal to or lower than the comparison potential depends on whether the QRS wave is directed upward or downward depending on the preamplifier and the filter, but one of the conditions is provided by providing an absolute value circuit. Condition.
  • Adjusting this fixed time corresponds to adjusting the number of stimulations.
  • this fixed time can be, for example, 70 to 100 beats per minute from 50 to 150 beats per minute.
  • a single fixed value is used, or a method of selecting two or more fixed values is used.
  • the second variable resistor for adjusting the number of beats ((19) in Fig. 3) can be removed, and the size is further reduced.
  • a switch is generally used.
  • the temporary base maker section (2) and the catheter section (1) can be integrated and used.
  • variable constant comparison potential in a state in which stable pacing is possible with respect to an intracardiac electrocardiogram obtained from a patient via a temporary base catheter. This is equivalent to adjusting the power input sensitivity. That is, in the case of the electrocardiographic input dog shown in FIG. 4A and in the case of the small electrocardiographic input shown in FIG. 4B, the comparison potentials a and b ′ indicated by the broken lines are compared with the amplified and filtered waveforms. It must be set to cross only the pulse with the peak of.
  • Furman et al. Have studied in detail the magnitude of the QRS wave on the intracardiac electrocardiogram obtained from the patient, particularly the R wave, which is generally the highest in height (V. Decaprio, M. Hurzeler and S. Furman: A Comparison of Unipolar and Bipolar Electrograms for Cardiac Pacemaker Sensing, CIRCULATION 56: 750, 1977). If the electrocardiographic input sensitivity is not adjusted properly, the suppression function does not work properly, and irregular pacing pulses are output to the natural heart, leading to ventricular fibrillation. There is also.
  • FIG. 4 A Example of dog with ECG input
  • the comparison potential b indicated by the dashed line corresponds to the case where the electrocardiographic input sensitivity is sensitive, that is, the setting of the comparison potential is too low.
  • unnecessary suppression occurs due to an intracardiac electrocardiogram other than the QRS wave, for example, a P wave or a T wave, and the stimulus output is not performed at an appropriate timing.
  • FIG. 4 A Example of dog with ECG input
  • the comparison potential b indicated by the dashed line corresponds to the case where the electrocardiographic input sensitivity is sensitive, that is, the setting of the comparison potential is too low.
  • unnecessary suppression occurs due to an intracardiac electrocardiogram other than the QRS wave, for example, a P wave or a T wave, and the stimulus output is not performed at an appropriate timing.
  • the comparison potential a ′ indicated by the dashed line corresponds to the insensitive side of the electrocardiographic input sensitivity, that is, when the setting of the comparison potential is too high.
  • the CRS wave cannot be detected, the necessary suppression does not work, and unnecessary stimulation is continued.
  • the circuit is configured so that the comparison potential in the comparison circuit is monotonically decreased or monotonically increased from the immediately preceding QRS input to the sensitive side. Whether to use monotonically decreasing or monotonically increasing depends on the positive or negative direction of the QRS wave as the comparison input.
  • the circuit shown in FIG. 5 which shows an example of the mechanism for temporarily stopping the temporary basing catheter of the present invention corresponds to the comparison circuit portion surrounded by a broken line in the conventional example shown in FIG.
  • Fig. 5 when an intracardiac electrocardiogram is applied from ⁇ C> via a filter, the input given to C> is larger than the comparison potential given to ⁇ B>. Then, the output of the comparator A t, A>, fluctuates greatly. The output ⁇ A> charges the C through R t simultaneously also through the R 2 pushes up the comparison potential of ⁇ B>. Finally The comparison potential of B> B becomes larger than the intracardiac input via the filter of C>, and the output of comparator A, A> swings significantly to negative or zero.
  • a positive square wave is generated in ⁇ A> at the position corresponding to the QRS wave during intracardiac electrocardiographic input of ⁇ C>.
  • Comparison potential of ⁇ B> the charge charged in the C shown in FIG. 5 from the point R, and is discharged through a R 2 monotonically decreases as shown in FIG. 6 by Rukoto.
  • A>, ⁇ B>, and ⁇ C> in FIG. 6 are waveforms showing the temporal changes in intracardiac electrocardiograms in ⁇ A>, ⁇ B>, and ⁇ C> in FIG. 5, respectively.
  • the comparison potential of ⁇ B> detects the QRS wave
  • the intracardiac electrocardiogram is pushed high and then monotonically decreases.
  • the QRS wave detects the QRS wave
  • the ECG input sensitivity is set to a value that cannot be detected unless the QRS wave has a peak value equivalent to the detected QRS wave, and as time elapses from that time Gradually change the ECG input sensitivity to the sensitive side.
  • the operation of the comparator A can be prevented by the P-wave and the T-wave remaining through the filter, and at the same time, the QRS accompanying the next heartbeat can be prevented. Waves can be reliably detected. More specifically, compared to the peak values of the P and T waves remaining through the filter, the comparison potential of ⁇ B> at the time when each peak value appears was sufficiently high. Since it is too high, the P and T waves do not activate comparator A ,.
  • the beak value of the comparison potential ⁇ B> shown in Fig. 6 is constantly set by the immediately preceding QRS wave, so that it is stable against a wide intracardiac electrocardiographic input (2 to 20 mV). Perform QRS wave detection obtain.
  • the offset shown by the line m in FIG. can be added.
  • the surgeon adjusted the electrocardiographic input sensitivity according to each patient by replacing the surface area in FIG. 5 with the broken line in FIG. 3, but this simulation became unnecessary.
  • the third variable resistor for this adjustment ((20) in Fig. 3) could be removed.
  • FIG. 7 showing the second embodiment of the mechanism of the pacemaker of the temporary pacing catheter of the present invention and FIG. 7 & FIG.
  • FIG. 7 by replacing the first shot timer 21 and the second shot timer 22 and R 4 , Q, with R 2 shown in FIG. 5, the ⁇ B>
  • the start of the monotonic decrease of the comparison potential can be freely changed.
  • the first shot timer (21) is activated by the QRS wave detection output of A>.
  • the waveform at this time is shown in Fig. 8 ⁇ E>.
  • ⁇ E> drops after a certain period of time immediately after QRS wave detection.
  • the comparison potential shown in FIG. 8 ⁇ B> is almost constant and remains constant.
  • the second shot timer (22) is activated by the falling of the second shot timer.
  • the output of the second one-shot timer (22) at this time is shown in Fig. 8 ⁇ D>. While the output of ⁇ D> is being output, is shown in Fig. 7, and C discharges via QRA. Therefore, as shown in Fig. 8 ⁇ B>, the potential of ⁇ B>, which was kept constant until then, monotonically decreases while the output is present at ⁇ D>. When ⁇ D> falls, ⁇ B> stops decreasing and prepares for the next QRS wave detection.
  • the comparison potential of ⁇ B> is higher for the T-wave having a higher peak value, so that the operation of the comparator is safe. is there.
  • the number of components is increased, it is significantly smaller than the variable resistor for manual adjustment described above shown in FIG.
  • the two shot timers are combined into a IC with a thickness of about 1 mm and a square of several mm square in total.
  • the circuit is not limited to the above two types and combinations thereof. That is, the output peak value of the intracardiac electrocardiogram to C> using the output A> at the time of QRS wave detection is detected and held, and this is set as the starting point of the comparison potential for the next QRS wave detection, and this If the potential of the point is changed to the sensitive side over time, automatic adjustment of input sensitivity for QRS wave detection is practically sufficient.
  • the third variable resistor (20) shown in FIG. 3 could be omitted as described above.
  • the first to third variable resistors shown in FIG. (18), (19), and (20) can all be omitted.
  • the temporary pacemaker has been significantly reduced in size, and as shown in FIGS. 1 and 2, it has become possible to incorporate it into the temporary pacing power meter.
  • the temporary pacing catheter of the present invention in which a small temporary pacemaker is integrally incorporated, can be packaged in a packaging material under aseptic conditions, and stored in this packaged state. It can be handed to the surgeon for the procedure.
  • a balloon is attached near the distal end of the catheter, and the balloon is provided with a single-cutting catheter provided to cover the electrode at the distal end of the catheter when inflated.
  • FIG. 9 a balloon (7 ') is attached near the misplaced end of the catheter (23).
  • the balloon expands by sending air through the balloon lumen (24) and contracts by evacuating it.
  • 9 and 10 show the balloon expanded for convenience.
  • the state ( ⁇ ') and the contracted state (7) are both shown.
  • a pacing electrode (8) is provided at the distal end of the force catheter (23), and a second basing electrode (8 ') is provided according to the purpose. I have.
  • a drug solution injection opening (27) is formed near the distal end of the catheter (23), preferably on the side surface at a position 10 to 15 cm from the distal end electrode (8).
  • the body of the catheter (23) is preferably made of an antithrombotic material, and is preferably made of silicone, polyurethane or the like.
  • Balloon 7 (7 ') is made of an elastic material, and preferably has excellent pressure sensitivity, mechanical properties and antithrombotic properties. Silicon rubber, polyurethane, natural rubber Etc. are used. In order to maintain the shape enclosing the tip electrode when the balloon (7) is expanded, the distal end of the balloon (7a) is folded back to form a catheter.
  • the balloon (7) attached to the catheter part (1) in this way is the lumen for the balloon.
  • the electrodes (8) and (8 ') are made of a metal conductor, usually stainless steel or platinum, and the outside of the catheter is connected to a lead wire passing through the electrode lumens (25) and (26). Connect with.
  • the electrode near the distal end (8 ') is preferably provided at a distance of 1.0 to 2.0 cm from the tip electrode.
  • the distal end electrode (8) is designed to be sufficiently short in the long axis direction because it is covered with the balloon expanded shape (7 ′). Also, the contact portion (8a) of the distal electrode (8) with the balloon (7 ') is appropriately rounded so that the balloon is not damaged when the balloon is inflated.
  • FIG. 10 shows a modification of the balloon-attached singing category shown in FIG. 9, which has the following advantages as compared with the structural example shown in FIG. That is, the annular distal end electrode (30) at the distal end is equivalent to the distal end electrode (8) in that the stimulation current from the pacemaker can be efficiently transmitted to the target site. Although it has the function of, the catheter distal end pressure can be measured, so that it can be accurately inserted into a target site. This means that the annular distal end electrode (30) covers the catheter distal end, and the catheter distal end] has a pressure measuring lumen (28) for E measurement.
  • a pressure measuring device is connected to the catheter distal end (not shown) that is in fluid communication with the distal end hole, and inserted and placed while measuring the catheter distal end pressure Is achieved by doing so. More specifically, by measuring the catheter distal end pressure, the catheter operator can easily ascertain the location of the catheter misplaced end in the blood vessel and heart without necessarily using a fluoroscope. It has the advantage that.
  • a pacing catheter having bipolar electrodes is shown, and a monoboler or three or more electrodes may be provided.
  • the temporary locating catheter of the present invention has the following advantages. This is extremely convenient for transferring patients because the maker is small enough to be fixed at a suitable position on the patient's body. Also, its manufacturing cost is low.
  • the manpower conventionally required for connection of the catheter and the pacemaker and various adjustments can be omitted, which is suitable for emergency treatment.
  • the distal end pressure can be measured while maintaining the balloon shape, so that the distal end pressure can be accurately placed at the target site. Moreover, since the distal end electrode is in contact with the target site inside the heart, the stimulation current from the pacemaker connected to the catheter distal end can be efficiently transmitted to the target site.

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Description

明 一時的ぺー シ ングカ テーテル
〔技術分野〕
本発明は、 主に救急治療に使用される一時的べ一シ ングカ テ一テルに関する ものである。
〔背景技術〕
心臓の房室ブロ ッ クが生じたとき、 あるいは高度の不整脈 心筋梗塞等によ り右脚ブロ ッ クが発生したときなどは、 取政 えず救急治療と して一時的ぺ一シ ングが適用される。 こ こ に 「一時的べ一シ ング」 とはべ—スメ 一力一を体内に埋込まな いものをいう。 即ち、 一時的ぺー シ ングにおいては、 ぺ一 シ ング電極だけが体内に揷入され、 電極付カ テーテルの遠位端 は、 患者の体外にある。 電極に接続されたワ イ ャ とペース メ 一力一との接続は患者の体外にて行われ、 ペース メ ーカ ーは 通常、 体外に設置される。
これに対して埋込式ぺー シ ングは埋込式ペースメ 一力一と 埋込式ペースメ ーカーリ ー ドとの接続部が体内に埋込まれる < ペース メ ーカ一も通常、 患者の体内に埋込まれる。
一時的ぺー シ ングカテーテルの施術方法と しては、 例えば 力テーテノレ . ィ ン ト ロデューサ一によ り皮膚の切開部から、 末梢静脈、 例えば大腿静脈又は鎖骨下静脈を剌針する。 こ の ィ ン ト ロデューサーを通して一 Β寺的ぺ一シ ングカ テーテルを 揷入し、 その遠位端を右心室心尖に留置する。 カ テーテルの 近位端にあるプラ ス、 マイ ナスのリ ード線を一時的べ一スメ 一力一の各々 の端子に接続し、 スィ ッ チを入れてペースメ ー カーを始動させ、 ベーシ ングを開始し、 刺激 HI数、 刺激出力 及び心電入力感度等を所望数値に調整し、 カテーテルの皮膚 挿入部を縫合面定するものである。
現在使用されている一時的ペースメ ーカーは、 デマ ン ド型 が一般的で、 例えば刺激回数をアナログ的に所望数値 （例え ば 30〜 150拍毎分） に調節でき、 剌激出力も同様にアナログ 的に所望数値 （例えば 0. 1 〜 1 5 V ) に調節可能で、 また心 電入力感度も全く同様に （例えば 0. 5 〜 2 0 mV ) に手動調整 できる機構等を具有している。 このようなアナログ的調整の 為に、 可変抵抗器を 3倔以上組込むことが必要となる。 さら に、 アナ口グ的に調節可能な別の機構を具有する一時的べ一 スメ ーカーも存在するが、 上記 3 つの調節機構は必ず具有し ている。 ここで使用される各可変抵抗器は橾返し使用に耐え 得るだけの堅牢なものである必要があり、 かつ、 可変抵抗器 の操作軸は、 防水性滅菌等を考慮した構造でなければならな い。 一般にこのような可変抵抗器は直径 1 9 腿、 厚さ 2 0 腿 程度の丸型で、 そのためペースメーカ一として縦 1 5 an、 横 1 0 cm、 高さ 3 an程度の大型となつて、 患者の体表部に固定 することは困難で、 体表部から離して設置しなければならず、 取扱上、 非常に使い勝手が悪かった。 また、 患者の移送時に は、 一時的ペースメ ーカ一がカ テーテルを弓【張り、 力テーテ ルが抜けてしまう等の不都合が起り易かつた。 さ らに、 別の重要な課題と して、 一時的べ一シングカテー テルを一時的ペースメ 一カーに接続する問題がある。 感染を 防止するため、 力テ一テルを挿入する術者は手指を入念に消 毒し、 カ テーテルを操作する。 ぺ一 シ ングが円滑に行われる こ とを確認するためにカ テーテル挿入後に、 一時的ペースメ 一力 一と接続し試運転を行なう。 一時的ペース メ ーカ一は滅 菌出来ない構造であるか、 または滅菌する には大き く 重過ぎ るため、 滅菌されずに用いられる。 また、 ベー シ ングがう ま く 行われない場合には術者が再度カ テーテルを操作する こ と がある。 しかしながら、 術者は滅菌されていない不潔な一時 的ペースメ ーカーに触れられない。 通常は、 別の術者が前記 3箇所以上の可変抵抗器を患者に合せ調整を行なうが、 夜間 など緊急時に 2人の術者を集める こ とは困難なこ とが多い。 前記状況は一刻を争う緊急救命処置上の問題点となつている。
また、 従来使用されている一時的べ一シ ングカ テーテルは、 目的部位への挿入及び留置のために、 例えば、 カ テーテル本 体に重金属化合物及び造影剤を舍有せしめ、 X線透視下に行 う よ う にし、 あるいは遠位端孔と連通した内腔のカテーテル 近位端側に圧力測定機器を接続し、 カ テーテル遠位端圧を測 定しながら挿入、 留置するよ う にしている。 さ らに、 上記各 例で先端にバルー ンを装着し、 心臓及び血管内を浮動でき る よ う に設計された一時的ぺー シ ングカ テーテルもすでに存在 している。
しかしながら、 上記の一時的べ一シ ングカ テーテルは、 遠 位端電極がステ ン レ ス鋼、 白金等の硬質な金属によ って製作 されており、 またバル一ン付き一時的ぺ一シングカテーテル においてもバル一ン拡張時に、 遠位端電極はバル一ンより突 出している。 このように従来のベ一シングカテ一テルは経皮 的に血管内に挿入し目的部位に留置しよう とする場合、 その 遠位端電極によつて、 しばしば心臓及び血管に障害を与え、 無理に挿入しよう とすると穿孔の危険がある。
発明者らは、 上記問題点を解決するためには、 一時的ぺー スメ ーカ一機能が小型化されぺ一シングカテーテルに内蔵さ れれば、 患者の身体に付設して使用でき、 不便が解消される こと、 さらには一時的べ一シング機能を内蔵した力テ一テル を無菌伏態に包装しておけば、 従来、 一時的ペースメーカー とぺーシングカテーテルの接続のために要する 2人目の術者 は不要になることを着想し、 一体化及び滅菌を可能とするた めの検討を重ね、 本発明を完成するに至った。
さらに、 遠位端近傍にバルーンが取付けられたぺーシング カテーテルにおいて、 バル一ン拡張時に遠位端電極がバル一 ンより突出することのない一時的べ一シングカテーテルにつ いても検討して本発明の完成に至った。
〔発明の開示〕
本発明は、 一面において、 一時的ペースメーカー機能を一 体的に具備してなる一時的べ一シングカテーテルを提供する , この一時的ぺーシングカテーテルの一時的ペースメ ーカー は、 通常、 剌激回数および刺激出力の一方またば両方が固定 されたベーシング機能を有し、 さ らに好ま しく は、 刺激回数 および刺激出力の一方または両方が固定される とともに、 心 電入力感度自動調節機構が設けられたぺー シ ング機能を有す る。
本発明は、 他の一面において、 上記の一時的ぺー シ ングカ テーテルが滅菌され且つ包装材料にて包装されてなる一時的 ベーシ ングカ テ一テルの包装物を提供する。
本発明は、 さ らに他の一面において、 電極が遠位端に設け られているぺーシ ングカ テーテルであ って、 カ テーテル遠位 端近傍にバル一ンが取り付けられ、 該バルーンは拡張時に前 記遠位端電極を包被する如く設けられているぺー シ ングカテ —テルを提供する。
〔図面の簡単な説明〕
第 1 図は本発明に係る一時的べ一シ ングカ テーテルの一例 を示す斜視図である。
第 2図は本発明に係る一時的べ一シングカテーテルの他の 一例を示す斜視図である。
第 3図は従来の一時的ペースメ 一力一のプロ ッ ク図である。 第 4 A図および第 4 B図は、 第 3図の回路において得られ る心内心電電位の経時変化を示す波形であって、 第 4 A図は 心電入力が大きい例であり、 第 4 B図は心電入力が小さい例 である。
第 5図は本発明の一時的ぺーシングカ テーテルのペースメ 一力 一の機構の一例を示す回路図である。
第 6図は第 5図の < A > „ く B 〉および < C 〉における心 内心電電位の経時変化を示す波形である。
第 7図は本凳明の一時的べ一シ ングカテ一テルのペースメ —力一の機構の他の一例を示す回路図である。
第 8図は第 7図の < A > , < B > , < C > , く D >、 およ び < E >における心内心電電位の経時変化を示す波形である。
第 9図は本発明のベーシ ングカテーテルの一例の遠位端近 傍の断面図である。
第 1 0図は本発明のページングカテーテルの他の一例の遠 位端近傍の断面図である。
〔発明を実施するための最良の形態〕
本発明の一時的ペースメ 一力一機能を一体的に具備してな る一時的ぺ一シングカテーテルにおいては、 その一時的べ一 スメーカーが小型でなければならない。 発明者らは、 小型の ぺ一スメ 一力一を実現するため、 緊急時における一時的ぺー スメ ーカーとして最小限必要な機能を選別し、 結果として一 定値として良い刺激回数及び刺激出力を固定し、 さらに心電 入力感度を自動調整させることとした。 すなわち短時間の緊 急救命処置では、 刺激回数は 60〜 120拍毎分の間の特定値、 例えば 100拍毎分に固定し、 剌激出力は一定パルス出力、 例 えばパルス幅 1 〜 5 ms ec . ノ、。ルス波高値 1〜 5 Vの中の特定 値、 例えばバルス幅 3 msec、 パルス波高値 2. δ Vに固定して も問題はないので、 パルス幅及びパルス波高値をこのよ う に 固定し、 かつ心電入力感度を自動的に調節する機能を設ける ことにより、 一時的ぺ一スメ 一力ーを縱 7 cm程度、 横 3 era程 度、 高さ 1 cm程度に小型化する こ とができた。
以下、 - 添付図面を参照して、 本発明に係る一時的べ一シ ン グカテーテルを具体的に説明する。
第 1 図に示す一時的べ一シ ングカテーテルにおいて、 カテ 一テルの遠位端にはべ一シ ング電極 （ 8 ) , ( 8 ' ) とバル一 ン （ 7 ) が取付けられ、 また、 力テ一テルの近位端 （ 3 ) に はシ リ ンジ （ 4 ) が設けられている。 シ リ ンジ （ 4 ) はカ テ 一テル部 （ 1 ) を通じてカテーテル遠位端のバルー ン （ 7 ) に接続しており、 シリ ンジ （ 4 ) を操作するこ とによ ってバ ルー ン （ 7 ) を拡張または収縮する こ とができ る。 力テーテ ルの分岐部 （ 5 ) には一時的ペースメ ーカ一機能部 （ 2 ) が 取付けられており、 この一時的ペースメ ーカー機能部 （ 2 ) とぺ一シ ング電極 （ 8 ) , ( 8 ' ) とは、 カテーテル部 （ 1 ) 内に埋設されたリ ー ド線によ って接続されている。
第 2図に示す一時的べ一シ ングカテーテルは、 その分岐部 に一時的ペースメ ーカー機能部 （ 2 ) が設けられており、 第 1 図に示すものと比較して、 カテーテル挿入時の操作性が向 上している。 さ らに、 第 2図に示す一時的べ一シングカテ一 テルには薬液ル一メ ン （ 1 0 ) 及び薬液ルーメ ン開口部 （ 9 ) が設けられている。 なお、 ペースメ ーカ一機能部 （ 2 ) の構 造および機能は第 1 図のそれらと変らない。
本発明の一時的べ一シ ングカテーテルのカテーテル本体は、 バルーン付きカテーテルのほ力、、 セ ミ フ ローテ ィ ングカテー テル、 スタ イ レ ツ ト付き カ テーテル等のいずれの形態であつ てもよい。 本発明の一時的ぺ一シ ンダカテーテルの別の変更態様と し て、 第 1図および第 2図に示した一時的ペースメ ーカー （ 2 ) に別の一時的ペースメ一力一を連結し、 必要に応じて後者の 一時的ペースメーカ一を使用できるようにしてもよい。 この ようにすることにより、 前者の一体的に具備した一時的べ一 スメーカーに不具合が発生してもカテーテルを除去すること な く後者の一時的ペースメ 一力一に切換えて用いることがで ¾る。
次に、 本発明に係る一時的ぺ一シ ングカテ一テルの操作方 法および作用について説明する。
一般的な一時的ぺーシ ングにおける使用は以下のように行 われる。 即ち、 一時的ページングカテーテルが患者の心臓と 正常に接触していれば、 刺激に要するエネルギーは比較的小 さな値となる。 直流電源を用いて生体'組織を剌激する場合に 必要なパルス幅とパルス波高値との関係は直角双曲線で近似 され、 We i s sの式として知られている。 もし、 大きな剌激閬 値を要する場合は、 一時的ぺーシングカテーテルの電極の接 触位置が悪いか、 又は、 一定の接触が保たれていないことが 予想される。 このようなぺーシ ング不全は、 一時的べ一シン グカテーテルの遠位端位置を操作する こ とによ り 、 改善され る。 心躍ぺーシ ングにおいては、 一時的べ一シ ングカテーテ ルの遠位端は、 刺激出力のパルス幅を 2 ms ec程度とした場合、 ページ ング可能となる剌激パルス波高闞値は 1 V以下である ことが確認された位置に留置される。 また、 上記刺激閾値の パルス波高値は、 経時的に上昇することが良く知られており、 通常は各患者の闘値の 2倍以上で、 少な く とも 2 V以上に設 定される。 換言すれば、 緊急時においては、 上記パルス幅及 びパルス波高値は、 一定以上の値に固定しても、 一時的ぺ一 シ ングカ テーテルの遠位端を適正な位置に置きさえすれば、 確実なぺ一 シングが行なえ、 患者の短期的生命維持は可能と なる。
第 3図は、 従来の一時的デマ ン ド型ペースメ ーカーの機構 を示すブロ ッ ク図である。 （ こ の機構については後に説明す る） 本発明の一時的べ一シ ングカ テーテルにおいては、 上記 のよう な知見に基づいて、 例えばパルス幅を 3 ms ec、 パルス 波高値を 2. 5 Vに固定することが可能なことから刺激出力を 固定して、 第 3図に示す従来のデマン ド型ペースメ ーカ一に おけるパルス生成回路 （15 ) の第 1 の可変抵抗器 ( 18 ) を取 除く こ とを可能としている。
第 3図に示す従来の一時的デマ ン ド型ペースメ 一力 一の回 路に従って、 デマン ド型ペースメーカ一は、 自然心臓の心内 心電を一時的べ一シングカテーテル （11 ) を介して監視する。 すなわち、 一時的べ一シ ングカ テーテル （ 11 ) から入出力切 替回路 （ 12 ) を経て得られる心内心電をプリ ア ンプ リ フ ァ イ ヤー （13 ) にて増幅し、 フ ィ ルタ 一 （ 14 ) を介してノ イ ズ成 分及び目的とする Q R S波以外の心電成分を抑制した波形を 得る。 このよう な処理を施した波形と、 可変ではあるが一定 の比較電位を比較回路 （15 ) および第 3 の可変抵抗器 （20 ) を用いて比較する。
第 4 A図および第 4 B図は、 心内心電電位の波形の例を示 し、 第 4 A図は心電入力が大きい例であり、 第 4 B図は心電 入力が小さい例である。 両図において、 横蝕は時間を示し、 縦軸は電位を示す。 また、 破線 a , a ' および一点破線 b , b ' はいずれも比較電位を表わす。
上記のように、 ノ ィズ成分および Q R S波以外の心電成分 を抑制した波形と、 可変ではあるが一定の比較電位とを比較 し、 比較電位以上の条件が成立した時に、 Q R S波を検出す る。 この比較電位以上又は比較電位以下の条件は、 プリア ン プリ ファ イ ヤー及びフ ィ ルタ一によって、 Q R S波が上向き 又は下向きになるかに依存するが、 絶対値回路を設けること によって、 どちらか一方の条件とすることができる。
もし、 このような比較の結果、 一定時間内に、 Q R S波が 心内心電に検出されれば、 第 3図 （A ) において、 比較回路 ( 15 ) から抑制出力が岀され、 タイ マ一 （16 ) をリ セ ッ トす る。 その結果、 刺激出力が抑制される。 又、 一定時間内に、 Q R S波が検出されなければ、 タイ マー （16 ) がリ セ ッ トさ れず、 一定時間後にパルス生成酉路 （Π ) を起動し、 刺激を 一時的ぺーシングカテーテルを介して出力し、 患者の心臓に 拍動を促す。
この一定時間を調節することが、 刺激回数の調節に相当す る。 緊急時の患者の短期的生命維持の為には、 この一定時間 も、 例えば 50〜 150拍毎分の中から 7 0拍毎分や 100拍毎分 とすることができる。
本発明の一時的べ一シングカテーテルでは、 一つの固定値 を用いるか、 二つ以上の固定値を選択する方法を用いて、 心 拍数調整用の第 2 の可変抵抗器 （第 3図中の （19))を取り除 く こ とができ、 さ らに小型化されている。 二つ以上の固定値 を選択するには、 一般にス ィ ツ チを用いればよい。 かく して、 第 1 図に示したように一時的べ一スメーカー部 （ 2 ) と カ テ 一テル部 （ 1 ) とを一体化して用いるこ とが可能となる。
また、 上記可変な一定比較電位を、 一時的べ一シ ングカ テ —テルを介して患者から得られる心内心電電位に対して、 安 定にぺーシング可能な状態に設定するこ とが、 心電入力感度 を調節するこ とに相当する。 即ち、 第 4 A図の心電入力犬の 場合、 第 4 B図の心電入力小の場合において、 それぞれ増幅 しフ ィルターされた波形に対して破線で示される比較電位 a 及び b ' が波形のピークのパルスのみを横切るように設定さ れる必要がある。
患者から得られる心内心電上の Q R S波、 特に一般に一番 波高の大きい R波の大きさに関してはファーマ ン （Furman)ら が詳細に検討を行なっており （V.Decaprio, M. Hurzeler and S . Furman : A Comparison of Uni olar and Bipolar Electrograms for Cardiac Pacemaker Sensing, CIRCULATION 56 ： 750, 1977)、 正常にベー シ ングを行ない得る場合は 2 〜 2 0 mVであることが分かっている。 もし、 この心電入力感度の調 節が適切になされなければ、 抑制機能が適切に働かず、 自然 心臓に対して不定期にぺー シ ングパルスが出力されるこ と と なり心室細動に至るこ ともある。
心電入力感度が適切に設定されない例を第 4 A図および第 4 B図について説明する。 第 4 A図 （心電入力犬の例） にお いて、 一点破線で示す比較電位 b は、 心電入力感度を敏感側、 即ち、 比較電位の設定が低過ぎたときに相当する。 この例で は、 Q R S波以外の心内心電、 例えば P波または T波によつ て、 不要な抑制が起き、 適正なタイ ミ ングで刺激出力が行わ れないことが起こる。 また、 第 4 B図 （心電入力小の例） に おいて、 一点破線で示す比較電位 a ' は心電入力感度を鈍感 側即ち比較電位の設定が高過ぎたときに相当する。 この例で は、 C R S波を検知し得ず、 必要な抑制が働かず、 不要な剌 激岀力が続く ことになる。
本発明の一時的ぺーシングカテーテルでは、 上記比較回路 中の比較電位を、 時間的に直前の Q R S入力から出発し、 敏 感側へ単調缄少又は単調増加せしめるように回路を構成する。 単調減少を用いるか、 または単調増加を用いるかは、 比較入 力としての Q R S波の正負の向きによる。
以下に、 本発明の一時的ページングカテーテルのペースメ 一力一の作動について説明する。 以下の実施例では Q R S波 は正になると仮定して說明する。
第 5図に示す本発明の一時的べ一シングカテーテルのぺー スメ一力一の機構の一例を示す回路は、 第 3図に示す従来例 において破線で囲んだ比較回路部分に相当する。 第 5図にお いて、 < C〉からフ ィ ルタ一を介した心内心電を与えたとき、 < B >に与えられた比較電位に対して、 く C >に与えられた 入力が大き く なる と、 比較器 A t の出力く A >は、 正に大き く振れる。 この出力 < A >は同時に R t を介して Cを充電し、 又、 R 2 を介して < B >の比較電位を押し上げる。 最終的に く B >の比較電位はく C 〉のフ ィ ルターを介した心内心電入 力より大き く なり、 比較器 A , の出力く A〉は負または 0 に 大き く 振れる。 その結果、 第 6図に示すよう に、 < A〉には.、 く C >の心内心電入力中の Q R S波に相当する位置に正の矩 形波を生ずる。 < B >の比較電位は、 この時点から第 5図に 示す Cに充電された電荷が R， および R 2 を介して放電され ることにより第 6図に示すよう に単調減少する。
第 6図のく A > , < B >および < C >は、 それぞれ第 5図 の < A > , < B 〉、 およびく C〉における心内心電電位の経 時的変化を示す波形である。 < B >の比較電位が Q R S波を 検出する毎に心内心電電位は高く 押上げられ、 その後単調減 少する。 換言すれば、 Q R S波を検出した時点で、 心電入力 感度を、 検出した Q R S波と同等の波高値の Q R S波でなけ れば検出されない値に設定し、 その時点から時間の経過に伴 ない徐々に心電入力感度を敏感側へ変化させる。 このような 心電入力感度の経時的変化によって、 フ ィ ルターを介して、 なお残る P波や T波で、 比較器 A , の作動を防止でき、 同時 に次の心拍動に伴なう Q R S波を確実に検出できる。 さ らに 詳し く述べる と、 フ ィ ルタ一を介して残る P波や T波のピ一 ク波高値に較べて、 各々のピーク値の表われる時点での < B > の比較電位が十分に高いため、 P波や T波によつて比較器 A , が作動する こ とはない。
また、 第 6図に示す < B >の比較電位のビーク値は、 絶え ず直前の Q R S波によって設定される こ とから、 広い心内心 電入力 （ 2 〜 2 0 m V ) に対して安定に Q R S波検出を行ない 得る。
更に、 第 5図破線で囲んで示したようなオフセ ッ トを < C > 点の電位に対して与え得る回路を付加することにより、 第 6 図く C >に線 mで示すようなオフセ ッ トを付加し得る。 この ようなオフセ ッ トを与えることにより、 心電入力感度が敏感 側になった時に、 ノ イ ズによって、 パルス生成画路を抑制し てしまう ことを防止できる。 このような第 5図の面路を第 3 図の破線部分と置換することによって、 従来、 術者が各患者 に合わせて心電入力感度を調節していたが、 この摸作が不要 となり、 この調節用の第 3 の可変抵抗器 （第 3図の （20) )を 取除く ことができた。
上記ぐ B >の比較電位の経時的変化が心電入力に対して、 如何に行われるかが重要である。 この点に関しては、 本発明 の一時的ぺーシングカテ一テルのペースメ 一カーの機構の第 2の実施例を示す第 7図およびその心内心電電位の経時変化 を示す第 &図について説明する。 第 7図において、 第 1 のヮ ンショ ッ トタイ マー 2 1、 第 2 のワ ンショ ッ トタイ マー 2 2 および R 4 , Q , を第 5図に示す R 2 と置換することにより、 < B >の比較電位の単調減少の開始を自由に変えることがで きる。
く A >の Q R S波検出出力によって第 1 のワ ンショ ッ トタ イ マ一 （21 ) が起動される。 この時の波形を第 8図 < E >に 示す。 Q R S波検出直後から一定時間経過に < E >が落下す る。 この間、 第 6図く B >とは異なり、 第 8図 < B〉に示す 比較電位はほとんど璩少せず、 一定のままである。 次に < E > の落下で第 2 のワ ン シ ョ ッ トタイ マ一 （ 22 ) が起動される。 この時の第 2 のワ ンショ ッ トタイ マ一 （22 ) の出力を第 8図 < D〉に示す。 < D〉の出力が出ている間第 7図に示す が O N状態となり、 Cの放電が Q R A を介して行なわれる。 よって、 第 8図 < B >に示すように、 それまで一定に保持さ れていた < B〉の電位は < D >に出力がある間単調減少する。 < D >が落下すると < B >の減少は止まり .、 次の Q R S波検 出に備える。
第 7図に示す例では、 第 5図に示す例と比較して、 より高 いピーク値をもつ T波に対して < B〉の比較電位が高いこ と から、 比較器 の作動に関して安全である。 また、 第 7図 に示す例では、 構成部品が増えてはいるが、 第 3図に示す前 述の手動による調節用可変抵抗器より著し く 小さい。 2 つの ワ ン シ ョ ッ トタイ マ一は、 2つ合わせて数 mm角平方で厚さ 1 讓程度に I C化されている。
第 5図および第 6図に示した Cの放電方法と第 7図および 第 8図に示した方法を組合せることによって < B >点の電位 の経時的変化をさ らに変えることも可能である。 また、 回路 は、 上記の 2種類及びその組合せに限定されない。 即ち、 Q R S波検出時の出力く A >を用いてく C >への心内心電の 入力波高値を検出、 保持し、 これを次の Q R S波検出のため の比較電位の出発点とし、 この出発点の電位を経時的に敏感 側へ変化させれば、 Q R S波検出の為の入力感度自動調節が 実用的に十分なされる。
これらの機能は、 Aノ Dコ ン ノ、 '一ターとマイ ク 口プロセ ッ サ一及びソフ トウエア又は、 その他のデジタルおよびアナ口 グ回路によつて構成することも可能である。
上記のような心電入力感度自動調節機能を組込むことによ り前記のように第 3図に示す第 3 の可変抵抗器 （20 ) を省く ことができた。 前述の剌激出力および刺激面数を固定し、 さ らに上記の第 5図および第 Ί図に示す面路を用いることによ つて、 第 3図に示す第 1〜第 3 の可変抵抗器 （18) , ( 19) , ( 20 ) を全て省く ことができる。 かく して、 一時的ペースメ 一力一は著しく小型化され、 第 1図および第 2図に示すよう に一時的べ一シング力テ一テルに一体的に組込むことが可能 になった。
小型一時的ペースメ ーカーが一体的に組込まれた本発明の 一時的ぺーシ ンダカテーテルは、 無菌下に包装材料にて包装 することが可能となり、 この包装された状態で保管等を行な い、 施術に際し、 術者に手渡すことができる。
さらに、 本発明によれば、 カテーテル遠位端近傍にバル一 ンが取付けられ、 こ のバルーンは拡張時にカ テーテル遠位端 の電極を包被するように設けられているぺ一シ ングカテーテ ルが提供される &
以下、 このバルー ン付べ一シ ングカ テーテルを第 9図およ び第 1 0図について説明する。 両図において、 カテーテル ( 23 ) の違位端近傍にバルーン ΊΓ ( 7 ' ) が取付けられてい る。 バルーンは、 バルー ン用内腔 （24 ) を通じて送気するこ とにより拡張し、 また、 脱気することにより収縮する。 第 9 図および第 1 0図とも、 便宜的に、 バルーンが拡張された状 態 ( Ί ' ) と収縮された状態 （ 7 ) の両方が示されている。 力テ一テル (2 3)の遠位端にはぺ一シング電極 （ 8 ) が設けら れ、 さ らに目的に応じて第 2 のべ一シ ング電極 （ 8 ' ) が設 けられている。 また、 必要に応じて、 カテーテル （ 23 ) の遠 位端近傍、 好ま し く は遠位端電極 （ 8 ) から 10〜 15cmの位置 の側面に薬液注入用開口 （27) が穿設される。
カテーテル （23) の本体は抗血栓性材料によ って作られた ものが好ま し く 、 シリ コーン、 ポリ ウ レタ ン等が好ま しい。 バルー ン 7 ( 7 ' ) は弾性体から成り、 さ らに圧感受性、 機 狨的物性及び抗血栓性が優れている こ とが好ま し く 、 シ リ コ ンゴム、 ポリ ウ レタ ン、 天然ゴム等が使用される。 また、 バ ルー ン （ 7 ) の拡張時に先端電極を包被する形状を保持する ために、 バルーン遠位端部 （ 7 a ) は折り返してカテーテル
(23) に装着する こ とが好ま し く 、 一方バルー ンの他端部 ( 7 b ) の装着方法は特に限定されない。 このよ う にカテ一 テル部 （ 1 ) に装着されたバル一ン （ 7 ) はバル一ン用内腔
(24) からの送気によ り拡張し、 遠位端電極 （ 8 ) を包被し た拡張形状 （ 7 ' ) を形成する。
電極 （ 8 ) , ( 8 ' ) は、 金属導体、 通常はステ ン レス鋼又 は白金等より成り、 カテーテル外部とは電極用内腔（25)、 (26) を揷通する リ ー ド線によ り接続する。 遠位端近傍部電極（ 8 ' ) は先端電極より 1. 0 〜 2. 0 cmの距離を保有して設けるのが好 ま しい。 遠位端電極 （ 8 ) はバル一ン拡張時形状 （ 7 ' ) で 包被されるために、 長軸方向長さが充分短 く 設計されている。 また、 遠位端電極 （ 8 ) のバル一ン （ 7 ' ) との接触部（ 8 a ) はバルーン拡張時にバルーンが接触損傷しないように適度に 丸みを持たせてある。
第 1 0図は、 第 9図に示すバルーン付ぺ一シングカテ一テ ルの変更態様であって、 第 9図の構造例に比してさ らに次の 利点を有する。 すなわち、 遠位端部の環状遠位端電極 （30 ) は、 ペースメーカーからの刺激電流を効率よ く 目的部位に伝 えることができる点に閬しては前記遠位端電極 （ 8 ) と同等 の機能を有するが、 カテーテル遠位端圧を測定できることに より、 目的部位に正確に揷入できる。 このことは、 環状遠位 端電極 （30 ) は、 カテーテル遠位端部を外被し、 さらにカテ 一テル遠位端] E測定用の測圧内腔 （28) が、 カテーテル遠位 端孔 （29 ) として開口しているため、 遠位端孔ど流体連通し たカテーテル遠位端 （図示せず） 側において圧測定機器を接 続し、 カテーテル遠位端圧を測定しながら挿入、 留置するこ とによって達成される。 更に詳し く述べると、 カテーテル遠 位端圧を測定することにより、 カテーテル操作者は、 カテ一 テル違位端の血管及び心臓内での位置を必ずしも透視装置を 用いずとも、 容易に把握し得るという利点を有する。
なお、 上記に図示の例ではバィ ポーラ電極を有するぺーシ ングカテーテルを示した力く、 モノ ボーラあるいは 3極以上の 電極を有してもよい。
〔産業上の利用可能性〕
本発明の一時的ぺ一シングカテーテルは、 その一 Hき的ぺ一 スメーカ一が十分に小型であり患者の身体の適当な位置に固 定できるので、 患者の移送にきわめて好都合である。 また、 その製造コス ト も低い。
さ らに、 本ぺ一シングカテーテルが無菌状態で包装されて いれば、 従来、 カテーテルとペースメ ーカーの接続及び種々 の調整のために要した人手が省けるので、 緊急処置に好適で ある。
また、 拡張時に遠位端電極を覆い包む形状のバルーンを装 着することにより、 カテーテル揷入時に生じる可能性のある 心臓及び血管への障害を与える危険を防止し、 安全、 迅速に 心臓及び血管内を浮勳できる。
さ らに、 環状構造を持った遠位端電極を取り付ける こ とに より、 上記バルーン形状を保持したまま遠位端圧を測定でき るので、 目的部位へ正確に留置できる。 しかも、 この遠位端 電極は心臓内部の目的部位に接するため、 カテーテル 位端 側に接続したペースメ ーカ一からの刺激電流を効率よ く 前記 目的部位に伝えるこ とができ る。

Claims

請 求 の 範 囲 一時的ペースメ 一力一機能を一体的に具備してなる一 時的ぺーシングカテーテル。
2. —時的ペースメーカーに剌激面数および剌激出力の一 方または両方が固定されている請求項 1記載の一時的ぺーシ ングカ テーテル。
3. —時的ペースメ一力一に剌潫回数および剌激出力の一 方または両方が固定され、 且つ心電入力感度自動調節機構が 設けられている請求項 1記載の一時的べ一シングカテーテル。
4. 一時的ペースメ一カー機能を一体的に具備してなる一 時的ぺーシングカテ一テルが滅菌ざれた状態で包装材料に包 装されてなる一時的ぺーシングカテーテルの包装物。
5. カテーテル遠位端近傍にバルーンが取り付けられ、 該 バルーンば拡張時に、 カテーテルの遠位端に設けられた電極 を包被する如く設けられている請求項 1記載の一時的ぺーシ ングカテーテル。
6. 電極が遠位端に設けられているぺ一シングカテーテル であって、 カテーテル遠位端近傍にバルーンが取り付けられ、 該バル一ンは拡張時に前記遠位端電極を包被する如く設けら れているぺーシンクカテーテル。
7. 遠位端に設けられた電極が環状で、 且つ遠位端に流体 が違通する内腔を有する請求項 記載のぺーシ ングカテーテ ル。
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