【発明の詳細な説明】
大動脈内バルーンポンプ装置
産業上の利用分野
本発明は大動脈内バルーンポンプに関し、特に改良型大動脈内バルーンポンプ
カテーテルに関するものである。
発明の背景
大動脈内バルーンポンプ（Ｉｎｔｒａ−ａｏｒｔｉｃ ｂａｌｏｏｎ ｐｕｍ
ｐｓ（ＩＡＢＰ））は、かなりの長期に渡る心臓疾患の大動脈中にカウンターパ
ルセイション（誘導搏動）を起こすものである。例えば心臓がショック状態にあ
る間、手術後の心臓出力が弱まっている間、また、心肺バイパスから離れたとこ
ろでは、不治の狭心症の治療、そしてその他、心臓の二次的通常機能環境につい
て、心室の働きを補助するものである。本発明のタイプのポンプは、低圧でも大
型でかなりの排気量まで容易に拡張する弾性薄壁バルーンを有する。上記バルー
ンは、バルーンの空気を抜き収縮させ、体内深部の動脈や、患者の脈管系を通し
て大動脈の押し出し部位にバルーンを挿入するカテーテル装置に取付けられる。
このためには、収縮状態の大容量バルーンを例えば微小開口部などの微小な挿入
路から、または導入カニューレを通して特定の動脈まで挿入し、更にカテーテル
と収縮状態のバルーンをネジのように滑り込ませながら、患者の、例えば、導入
線の向こうの脈管系の曲がった内腔路を通って押し出し部へとつまり鼠径部の動
脈から患者の下降大動脈へと挿入しなければならない。押し出し部位において、
バルーンを拡大し、周知のカウンターパルセイション法より長時間に渡り患者の
心拍率に合わせ、素早く拡張及び収縮し、心臓出力を促進する。従って、ＩＡＢ
Ｐを使用すると、比較的大型のバルーンを微小な挿入口と曲部のある動脈内腔を
通して強制的に滑り込ませる必要がある。なお、動脈内腔は動脈硬化症の血小板
沈着物により、無作意に狭くなることがある。続いて、例えば数日間のようにか
なりの長時間に渡り、心拍数に合わせた拡張や正確な脈動が必要となる。更に、
バルーンは押し出し部において脈動時に血小板沈着物等と摩擦する。
挿入環境と要件および大動脈内バルーンポンプを使用する時、数多くのパラメ
ータが衝突することが理解できる。
これらの衝突パラメータの著しい特徴は、バルーンの拡張されたが伸張されな
い直径は経皮でもよい挿入部の直径よりかなり大きいこと、またバルーンが縫う
ようにして通る脈管系の内腔の少なくともある部分より大きいことと関連してい
る。そのためにはバルーンは拡張時の大きさに対してかなり小さい内径（ＩＤ）
を有する挿入通路を通るように収縮する必要がある。更に、収縮したバルーンは
関連カテーテル機構と同様、挿入部や微小内腔への、また挿入部分から大動脈ま
での患者の脈管系、曲がった通路中の方向の変化に伴う滑走を容易にするため挿
入時平滑であるのが好ましく、そのような挿入や通過時、また押し出し時の羅病
率等を最小に抑えることが好ましい。更に、取り扱い中、収縮中、梱包時、開梱
時およびヘルスケア スタッフが使用する時は、患者の脈管系に挿入するまでバ
ルーンは乾燥し、滑らないものとする。
カテーテル関連装置は、普通、ガイドワイヤに沿って係合したり、大動脈の弁
、例えば動脈血圧を察知したり、かつ／または薬剤の投与等の機能を果たす中心
内腔通路を含む二重同心の内腔を有する。上記内側および外側内腔の間を円環状
に囲む通路は患者の心臓へのカウンターパルセイションにおける押し出しに要求
されるバルーンの素早い拡張と収縮を繰り返すのに必要な速さでヘリウム等の手
術用ガスを運ぶのに十分な大きさでなければならない。
患者の脈管系を通る挿入時に非常に高い平滑性を提供するために、様々なカテ
ーテル装置に多種多様な被膜、その他の表面層が形成されてきた。特記すべきは
、それらの被膜は梱包、取り扱い時には乾燥し、非潤滑であるが、患者の脈管系
内の血液等の水流体に接触して濡れると、平滑になるという特徴を有する親水性
の被膜を使用することである。これらの被膜と処理については、例えば米国特許
４，１００，３０９、４，１１９，０９４、４，６４２，２６７、と５，１３５
，５１６がある。これらの特許で確かに説明されている通り、ポリビニルピロリ
ドンは、カテーテルや他の侵入型の装置に、親水性を有する潤滑な被膜を形成す
るのに価値があり、好ましくするいくつかの特徴を有する市販のポリ（Ｎ−ビニ
ルラクタム）親水性ポリマーである。上記米国特許４，１００，３０９と４，１
１９，０９４にはこれら装置を２工程で被膜する方法が開示されている。最初に
、中間体とポリウレタンを含むイソシアネート溶液が装置の基板に塗布され、次
に
ポリビニルピロリドン溶液が塗布される。基板がポリウレタンの場合はプレポリ
マーを含むイソシアネートからポリウレタンを除いてもよい。いずれにせよ、こ
の方法では反応性イソシアネートが存在しなければならない。続いて、米国特許
４，６４２，２６７に指摘されている通り、前述の方法は反応性イソシアネート
の存在が必須であることに起因する欠点がある。特許４，６４２，２６７は熱可
塑性ポリウレタンとポリビニルピロリドン、および／または他のポリ（Ｎ−ビニ
ル ラクタム）の混合物または合金で形成された別の親水性被膜の使用について
説明している。しかしながら、この混合物被膜や他の親水性潤滑被膜を大動脈内
バルーンポンプのバルーンや、そのようなポンプバルーン構造及び機能を持つ、
他の装置のバルーンに使用することは提案されていない。米国特許４，６４６，
７１９は大動脈内バルーンポンプの有効な構造や形成を説明し、そのようなポン
プの挿入方法と用途についても触れている。
前述した米国特許４，１００，３０９、４，１１９，０９４、４，６４２，２
６７及び４，６４６，７１９それぞれを以下参考に引用する。 本発明の概要
大動脈内ポンプの大型薄壁バルーンを親水性潤滑被膜で覆い使用時に水和する
と非常に滑り易くなる一方でそのようなポンプ用のバルーンに要求される厳しい
条件に見合った、可撓性、強度及び靭性を保つことが出来ると発見された。この
ような組立てはバルーンカテーテルが体内に導入される時、また、脈管構造を通
過する時、通り易さを増すために、収縮したバルーンの露出した非常になめらか
な表面の利点を得る。一方で、被膜バルーンは容易に、即座に収縮し、続く押し
出し作業（ポンピング作業）において寿命を延ばす信頼性を得た。このような被
膜バルーンは乾燥状態において、通常のバルーンポンプカテーテル組立てと同じ
製造方法で取り扱われ、操作でき、カテーテルに取付けられ、収縮できることが
発見された。
好ましい実施例において、非反応性イソシアネート機能性とポリ（Ｎ−ビニル
ラクタム）特にポリビニルピロリドンを有する有機溶媒可溶性、熱可塑性ポリウ
レタン米国特許４，６４２，２６７に開示されたような適当な溶剤に溶かした混
合液を大動脈内バルーンの外側表面に塗布すると、大動脈内バルーンポンプカテ
ーテル装置の一部としてバルーンが機能、物理特性を明白に維持しながら、安定
した、非常に平滑な表面を得ることができる。これは例えば、長時間に渡る大動
脈内押し出し（大動脈内ポンピング作動）を信頼性の高いものとするための可撓
性、粘着力、拡張力、袋状拡張圧、引っ張り強度、及び摩擦耐性の保持が挙げら
れる。
成膜剤は普通ポリウレタンで形成されたバルーンに鋳型かディップ被膜工程と
同様にして容易に塗布され、均一な膜厚を容易に形成し、それを乾燥して乾燥非
潤滑品とし、取り扱い、バルーンの収縮、梱包及び作業準備に供することができ
る。成膜剤は血液を含む水溶液に接触すると自己活性されて成膜する。そのこと
により被膜は実質的に同時に水和し、被膜されていないバルーンカテーテルに比
べてかなり低い摩擦係数を得る。結果は大動脈内バルーンカテーテルをカウンタ
ーパルセイション治療を受ける動脈に位置付けるため組織、導入カニュレ、及び
患者の脈管を通すための挿入を容易にする非常に滑らかなバルーン表面である。
この非常に滑らかなバルーン表面によって、ポンプバルーンの挿入と位置付けを
最小の力で行うことができ、血栓塞栓症かつ／または動脈壁の解剖における、罹
病率を低減できる考えられる。また、使用者の好みにより、被膜は挿入の直前に
濡らしても、同様の効果を得ることができる。被膜はまた、バルーン材料上で、
アテローム硬化の衝撃を低減でき、よって、挿入時および使用時の一体性を保つ
補助となり、大動脈内バルーンポンプ装置に必要な耐久性を強化すると考えられ
る。
本発明の目的は、外傷を最小に抑え、挿入が容易な大動脈内バルーンポンプカ
テーテルを提供し、上記バルーンポンプの高い信頼性と十分な使用期間を保つこ
とである。
図面の簡単な説明
図１は本発明を使用した大動脈内バルーンカテーテルの概略上面図。
図２は図１を２−２線で切断した際の拡大断面図。
図２Ａは図２のバルーンの切断図構成を更に拡大した図式図。
図３は図１のポンプ装置について患者の脈管への挿入時等バルーンを収縮し、
外装（シース）を外した状態のバルーン部を示した横断面図。
図４は図３の収縮バルーン用、管状外装の横面概略図。
図５Ａ−５Ｅは図１−３のバルーンの成膜モードの工程を図示する概略図。
本発明を更に説明するために、好ましい実施例に言及するが、本発明はこれに
制限されない。むしろ、本発明の本論に基づく全ての変更、改変を含むものであ
る。
好ましい実施例の詳細な説明
大動脈内バルーンポンプ装置１０は図１に示すように、可撓性を有する管状の
外側内腔１２とＹ字形コネクタ１６に接続された可撓性を有する同軸状の内側内
腔１４を有する。容器状の大動脈内バルーン２０の基端は、上記外側管腔１２の
末端に取り付けられている。バルーン２０の末端は、上記内側管腔１４の末端に
取り付けられている。これら、それぞれのバルーン内腔は、バルーンのスリーブ
両端２１，２２と、それに対応する内腔１２，１４の外側表面を接着剤で、ガス
漏れを防ぐように接着されている。図のように、これら両端に取り付けスリーブ
は、直径がバルーンの主要排気部２３より実質的に小さく、短いテーパー部２４
，２５によって接続されている。Ｙ字形コネクタ１６は側面分岐２６を通じて、
内腔１２と１４の間にある円環状の空隙を介して、ヘリウムガス等を連続的に注
入したり抜いたりしてバルーン２０を拡張、収縮するためのガス供給ポンプと制
御装置（図に無し）に接続される。制御装置は心臓の搏動に反応し、バルーンの
拡張と収縮に関して心臓の押し出し動作に対するカウンターパルセイションを、
既知の方法でタイミングをとる。Ｙ字形の軸部２７は、ガイドワイヤ２８を受け
入れることができるように、また動脈圧を検知し及び／または内側内腔を通して
薬剤を注入することができるように、内側内腔に通じている。つなぎ留め装置３
２は、患者の皮膚に、縫合かつ／またはテープで押さえてカテーテルを挿入して
ポンプ作動を行う位置に、該カテーテルを固定するために備えられている。
上記バルーン２０は大型可撓性薄膜バルーンであり、従来の適当な大きさ、つ
まり拡張されているが、引っ張られていない状態では普通、直径約１．２７ｃｍ
（約０．５インチ）ないし約２．５４ｃｍ（約１．０インチ）程度で、長さは約
２０．３２ｃｍ（約８インチ）ないし約３０．４８ｃｍ（約１２インチ）程度で
ある。典型排気量は３０ｃｃ、４０ｃｃ，５０ｃｃである。バルーンは適当であ
ればどんな材料で形成してもよいが、今のところポリウレタンが好ましい。この
バルーンは親水性被膜３６で被われる。上記被膜は、血液等の水流体で濡れると
、大変滑り易いなめらかな外側表面を形成する。上記被膜が乾燥すると、バルー
ンは収縮でき、また、バルーン及びバルーン関連ポンプ機構が普通の方法で使用
できるようになる。米国ニュージャージー州ホワイトハウスのハイドロマー社よ
り市販され、ポリビニルピロリドンを含む被膜が今のところ有効である。これら
の被膜はポリビニルピロリドンと一つ以上のポリウレタンかイソシアネートを含
むプレポリマーから成る。これらのポリマーは、相互反応し、その成分の濃度に
応じて、水の存在により様々な程度に膨張する浸透ポリマーのネットワークを作
り、血栓化を防止する特性を持つことが報告されている。これらのポリマーは水
流体と接触すると瞬時に膨張するが、溶解せず、乾燥すると、例えば乾燥後典型
値で、０．０００５１から０．００１２７ミリ（本文：０．２から０．５ミル）
の膜厚を有する非常に滑らかで、かつ耐久性のある被膜となる。このような親水
性を有する被膜を、大動脈内バルーン２０に塗布すると、濡れたとき、バルーン
と組立体装置の、平常の物理特性及び取扱い易さを損なうことなく、目的とする
平滑性を得ることができると知られている。
被膜バルーン２０は図３の２０ｆのように収縮する。これにより患者の動脈系
へカテーテルを挿入する間、有効外径を最小に押さえることができる。収縮は従
来の方法で行ってよい。従来の方法は、シリコーンとフレオンの溶液をスプレー
等により外表面に塗布してシリコンを堆積させ、バルーンの空気を抜いて、通常
半径方向に「翼」を広げたかのように平らに折りたたみ、内側内腔１４の回りに
相互に重なり合うように固く巻き込む方法を含む。この方法で、断面図に示すよ
うな収縮バルーンの「翼」を螺旋状に固く締めるように巻き、取扱い時及び挿入
時に、バルーンの有効外径を最小に保たれる。また、シリコーンの働きによりた
たまれた層の表面が互いに吸着するのを防ぐことができる。薄い管状のシース４
０を普通収縮バルーンにかぶせることで運送取扱い時から患者に挿入するまで、
収縮バルーンの有効外径は、例えば９Ｆｒ（約０．３０ｃｍ＝０．１１７インチ
）に、半径方向に縮められ、最小に保たれる。
上記Ｙ字形と管状内腔と関連部品と装置の構造とサイズは適合するならどれで
も良い。しかし、他の用途を詳細に説明するにあたり、他の開発を取り上げれば
、内側内腔は最小の外径で必要機能を果たす内径と強度を保つため、ニテノール
（ニッケルとチタニウムの合金）で形成された極薄壁管で構成されてもよい。ま
た、外側内腔は、ナイロンのまわりでポリウレタンを同時押出し形成した薄壁管
として拍動ガス流用に十分な断面を持つ内腔と内腔との間にスペースを設け、外
側内腔の外径を最小にすることもできる。本発明のような被膜バルーンを使用し
ているかもしれない現在市販されているカテーテル装置に対し、この改良設計に
よる内腔は、大動脈内ポンプ作動中の患者の動脈へのカテーテルのアクセス妨害
を少なくする。例えば、それらの改良型内側内腔は、内径約０．０７１８８２ｃ
ｍ（０．０２８３インチ）、外径約０．０８８ｃｍ（０．０３４７インチ）、ま
た、外側内腔は、内径約０．２２９ｃｍ±０．００３ｃｍ（０．０９０±０．０
０１インチ）、外径約０．２６７ｃｍ（０．１０５インチ）から約０．２８２ｃ
ｍ（０．１１１インチ）（８Ｆｒ．）のニッケル・チタニウム合金であってもよ
い。被膜に先がけ、基本バルーン２０は現在動脈内バルーンポンプで使用されて
いる非被膜バルーンと材料、構成及び大きさは同じものを用意する。好ましい実
施例のひとつとして、適当な形の心軸上に浸し成形によりで形成された、壁膜厚
が約０．００８ｃｍ（約０．００３インチ）から約０．０１３ｃｍ（約０．００
５インチ）のポリエーテルを基にしたポリウレタンバルーンであってもよい。こ
のようなバルーンは、例えば約５２５％伸張しても破裂しない高弾性を有する、
十分な可撓性及び強度を有している。そのようなバルーンのうち、本発明の実施
に使用したのもを含む、所定の役割りを果たすことが証明される市場で入手可能
な１つの具体的なポリウレタンは「エスタン５８１１０」の表示でＢ．Ｆ．グッ
ドリッチ社が販売している。
収縮バルーンは、典型的に、大動脈内バルーンポンプのカテーテルの最大の直
径部分であることが知られている。従って滑りを最高にし、収縮バルーンの有効
外径を最小にすることは重要な課題である。被膜バルーン２０は、強度、信頼性
、あるいは耐久性を劣化させることなく、また、現在の製造工程で梱包や用途を
変えることなく所望の滑りを提供できる。また、ポリウレタン膜表面に比べ、被
膜
表面の方が血栓耐性が強いという利点もある。 被膜バルーンの実施例
ポリビニール・ピロリドンを親水剤とする膜３６を被膜した上記ポリウレタン
バルーンは、良好な結果を示している。ポリビニール・ピロリドンは、２通りの
方法で、ポリウレタンバルーン基板に塗布されている。一方は、有機溶媒中にイ
ソシアネートを含有するプレポリマー溶液を使用する方法である。溶媒を蒸発さ
せると、基板を被膜するポリビニールピロリドン／ポリウレタン共重合体を形成
すると考えられる。この被膜を「成膜剤Ａ」とし、次の式で表わされる。
成膜Ａ（ハイドロマー社：名称１１−Ａ）
１．８重量％ ポリビニールピロリドン
０．６重量％ ボリイソシアネート
８０ｐｐｍ 界面活性剤
９７．６重量％ 溶媒混合物：
７３．２重量％ 乳酸エチル
２４．４重量％ シクロヘキサン
他方の成膜は、別の有機溶媒中における熱可塑性ポリウレタンと、ポリビニール
ピロリドンの混合物を使用し、次の式で表され、ここでは「成膜剤Ｂ」とする。
成膜剤Ｂ（ハイドロマー社：名称１１Ｂまたは５０３）
３．０重量％ ポリビニールピロリドン
０．１重量％ ポリウレタン
１３ｐｐｍ 界面活性剤
９６．９重量％ 溶媒混合物：
９３．９重量％ ジアセトンアルコール
０．８重量％ テトラヒドロフラン
２．２重量％ Ｎ−メチルピロリドン
ポリビニールピロリドン及び、関連親水材料を使用する他の被膜法も可能とであ
る。
今のところ、「成膜剤Ｂ」の共重合体混合物による成膜が好ましい。簡単で容
易に塗布できるからである。遊離イソシアネートは存在しないため、反応性イソ
シアネートが最終生産物から除去されたことを確認する必要はない。そのような
イソシアネートは、化学的に不安定な状態を作り、及び／または、医薬品の界面
活性剤や染料等の好ましい不活性添加物を混入すると思われる。「成膜剤Ｂ」で
被膜されたバルーンは、よりよい滑性と可撓性を持つように思われる。
バルーンは、スプレー、浸漬（デイッピング）、ブラッシング等の適当な方法
で被膜できる。図５Ａ−５Ｅは、「成膜剤Ｂ」の共重合体混合物を使用した被膜
法の、一工程におけるバルーン２０を被膜する浸漬工程を図式的に表す。図の装
置において、バルーンは図５Ａに示す通り、ラック５０の細長い心棒（マンドレ
ル）に取り付けられる。その際、バルーンを心棒の下端から滑り込ませ、バルー
ン・ネック２１を心棒上部のひげ部に係止めするように、基端部（上端部）を握
って取りつける。製造モードから、バルーンの下端部は密封されたままになる。
そして、バルーンは、図５Ｂに示すとおり、適当な容器５４中の成膜溶液５２に
、基端部ネック２１が少なくとも後で確実に切り取り調整ができる長さまで十分
浸漬させる。開口上端部は被膜液面より上に保たれ、成膜溶液がバルーンに入り
込むのを防ぐ。次にバルーンを、図５Ｃに示す通り引き上げ、最低１５分間水切
りし（換言すれば、滴下し）、乾燥させる。膜厚制御は、成膜溶液の粘度、挿入
及び引き上げ速度、浸漬時間を調整して行う。滞留時間１秒、引き上げ周期１０
秒の浸水周期で、「成膜剤Ｂ」を温度７７°Ｆで1９−２４秒（ｓｅｃ．）の粘
度で行った場合、満足できる被膜を得ることができると知られている。これは、
デイップ型カップによるＡＳＴＭ Ｄ４２１２−８８粘度標準試験法にしたがっ
たザーン型（ｚａｈｎ−ｔｙｐｅ）粘度カップ＃２による測定である。使用した
「成膜剤Ｂ」は、米国ニュージャージー州ホワイトハウスの成膜業者ハイドロマ
ー社製の商品名「成膜溶液５０３」であった。
被膜したバルーンは、次に、およそ１５０°Ｆのオーブン５６（図５Ｄ）で６
０分間加熱し、溶媒を蒸発させる。オーブンから取り出した後、バルーンのラッ
クを最低１０分間室温で冷却する。そして、バルーンは、心棒から取外され、そ
れぞれポリエチレン製のスリーブ６０に配置され、検査後、図５Ｅに示す通り、
使用前に少なくとも７日間、室温を例えばおよそ７０°Ｆに保ちながら放置し硬
化させる。この「硬化」期間は、被膜に続いてバルーン材料の強度回復を促進す
るためのもので、残っている溶媒を更に消散させ、かつ／または基体と被膜間の
接着面で両者の接着を完了させることで達成される。
被膜したバルーンは、生体適合性があり、上記した様に被膜や硬化後も実質的
に初期強度、可撓性、また耐摩耗性を保持し、一方では完全に濡れた時には、非
常に滑性の高い表面に達する。更に、乾燥時には、被膜なしバルーンと同様に、
取扱い、収縮、管４０内への詰め込み、管４０から取出して挿入準備を行うこと
が可能である。収縮に続いてしばしば行われる加熱工程での耐性も含み、その工
程では収縮バルーンを１３５°Ｆ程度で加熱し、約１２−１６時間そのまま熱し
続け、それにより、セッティングと管４０からの取り外しに続く挿入時の収縮保
持とを補助する。被膜バルーンは濡れると即座に非常に滑らかになり、外傷の数
を減らす上、挿入や配置を容易にするという利点がある。そして被膜は挿入に先
立つバルーンの不要な広がりを引き起こさず、また患者の大動脈中の押し出し部
に置かれた時に発生する通常の故意的な広がりを妨げたりしない。前述の被膜は
安定性があり、その膜厚は均一特性を示し、通常ＩＡＢＰ装置に見られる、長期
間使用中の普通程度の摩耗にかかわらず、同様の（一貫した）滑性及び不活性特
性を維持している。また被膜は完全なバルーン・ポンプ・カテーテル装置の組立
体を危険にさらすことはない。
前述の成膜剤Ｂを使用した特定の実施例は、バルーン基体及び被膜用のポリエ
ーテルウレタンと汎用性のある溶媒とを含み、良好な結果を得ている。しかし、
他のポリウレタンと適当な汎用性のある溶媒とを使ったバルーンと被膜でも、同
様な結果が得られると考えられる。本発明の被膜バルーン及び被膜バルーンを使用したＩＡＢＰの試験性能
４０ｃｃ容量４０個と３０ｃｃ容量２８個のポリウレタンバルーンをイソプロ
ピルアルコールの起音波浴で洗浄後、成膜業者により被膜した。バルーンの一端
を洗浄浴中で５分間８０％浸し、それに応じて充填した。この工程は、他端側で
も繰り返され、次いで室温で、２０±５分間室内乾燥し、そして６５±２℃で、
２０±２分間オーブン乾燥した。洗浄後のバルーンはすべて、前述のハイドロマ
ー社製の成膜溶液５０３を使用し、上述のように概ねディップ成膜した。３０ｃ
ｃ容量バルーンのうち１０個を、０．４２ｃｍ／秒（１／６インチ／秒）の速度
で成膜溶液に投入し、成膜溶液に３秒間浸し、同じ速度で成膜溶液から引き上げ
て、外側、内側共に被膜した。３０ｃｃ容量バルーンの残る１８個と４０ｃｃ容
量バルーンの３０個を０．６４ｃｍ／秒（１／４インチ／秒）の速度で投入し、
３秒間浸漬させ、同じ速度で引き上げ、外側のみ被膜した。そして、すべてを室
内雰囲気で、２０±５分間水切りして乾燥した後、６５±２℃で、３０±１分間
オーブン乾燥した。その後、少なくとも７日間これらのバルーンで下記のような
数々の試験を行った。
被膜バルーンの半分は、機能試験用に、従来のポリウレタンバルーンを付けた
同数のコントロール大動脈内バルーン・ポンプと共に、仕様可能な９Ｆｒのカテ
ーテルに組み込まれた。他の被膜バルーンは、機械的強度試験用に残された。
全てのテストと比較用カテーテルは、セント・ジュード・メディカル社の心臓
機能補助部門により、現行市販のＩＡＢＰの製造に使用する通常工程を経て製造
された。収縮後、圧力減衰漏れ試験を消毒直後のカテーテルに対して行われた。
この試験に合格しなかったバルーンには次の試験を行なわなかった。
残るカテーテルの全てに、バルーンはシース（外枠）に包まれたままの状態で
、６ｐｓｉの圧力を加えて水中に浸し、漏れは気泡の流れとして、または減圧と
して検知される。４０ｃｃ容量の比較用カテーテル５個と、４０ｃｃ容量の被膜
バルーン付きカテーテル５個からシース（外枠）を取り除き、全部について、そ
のバルーンが袋状に拡張するまで加圧した。それぞれが袋状に拡張した時の圧力
を記録した。バルーンを袋状拡張する一方で、これらのカテーテルを再度水中に
浸し、漏れが起きなかったか確認した。この漏れ試験の対象となったカテーテル
は、初期６ｐｓｉ試験や袋状拡張後、バルーンや接着に漏れは一切見られなかっ
た。比較用カテーテルは平均１３．６ｐｓｉ（１３．５−１４ｐｓｉの範囲）で
バルーン袋状拡張が起きた。一方、被膜バルーン使用のカテーテルは、平均１２
．９ｐｓｉで袋状に拡張し、バルーンや接着の漏れは全く見られなかった。
同様に製造された５９個の他の９Ｆｒ．ＩＡＢＰカテーテル、すなわち、それ
ぞれ１０個ずつの３０ｃｃ、４０ｃｃ、５０ｃｃ容量のバルーンから成る３０個
の比較用カテーテルと、「成膜剤Ｂ」で被膜したバルーンを備える２９個のカテ
ーテル（３０ｃｃ容量１０個、４０ｃｃ容量１０個、５０ｃｃ容量９個）とに対
して、同様のテストが行われた。これら５９例全てを、６５℃に保たれた天火（
オーブン）中４５日間放置し、２年間の貯蔵寿命に相当する条件とした。観測さ
れた拡張圧力の測定平均値及び範囲は、次の通りで、単位はｐｓｉである。
観測された拡張圧力測定値全部が、およそ１５０ｍｍＨｇ、または２．９ｐｓｉ
の通常使用圧力、つまり４つ以上の因子によりかなり上回わったので、袋状拡張
圧力の相違は臨床上意味があるとは考えられない。それに該当する、使用圧力３
ｐｓｉのバルーン材料のフープ応力（ｈｏｏｐｓｔｒｅｓｓ）の計算値は、上記
範囲にあるサイズで約０．０１ｃｍ（約０．００４８インチ）の膜厚のバルーン
においては、約１９０から２２０ｐｓｉであり、言及した袋状拡張圧力は、およ
そ８９５から９２２ｐｓｉの範囲になっている。
カテーテルに組み込まれ外部同様、内部も被膜された３０ｃｃ容量１０個のバ
ルーンは、収縮されず、外枠内濡れ試験の対象にはならなかった。しかしながら
、それらを室温で７日間水中で浸し、次いで拡張テストを行ったところ、平均拡
張圧力１２．８ｐｓｉ（１２．５−１３ｐｓｉの範囲）で、バルーンまたは接着
に漏れは無かった。このことから連結スリーブ２１、２２の内部表面の被膜の存
在によるカテーテルの機能損害はないといえる。
初めに上述したグルーブからの被膜バルーンを使用した３０ｃｃ容量カテーテ
ル５個と、４０ｃｃ容量カテーテル５個に対して拡張試験を行い、同時に、同数
同サイズの比較用カテーテルも同様に拡張試験を行った。この試験では、各々の
カテーテルを７５ｍｍＨｇに加圧した拡張／収縮固定備品に取り付け、そのカテ
ーテルを、セント・ジュード・メディカル社心臓機能補助部門により販売された
モデル７００に接続した。次いで「手動充填」モードでポンプを作動した。４０
ｃｃ容量の被膜バルーン５個全部と、被膜バルーン３０ｃｃ容量の２個を、第一
周期で拡張し、残る３０ｃｃ容量被膜バルーンのうち２個を第三周期で拡張した
。残る被膜バルーン３０ｃｃ容量１個を、２２周期で拡張した。結果は、対応比
較用カテーテルより良好な結果を得た。
先述の拡張試験に使用したカテーテルに、機能試験を行った。拡張試験後、そ
れぞれモデル７００コントローラで自己パージ周期にかけ、「中立」タイミング
・設定、つまり、心臓周期に対し進んだり遅延することがないように設定して、
いくつかの異なった操作パラメーターで循環した。これらのカテーテルを、背圧
７５ｍｍＨｇで心拍８０回／分（ｂｐｍ）で試験し、初期値および操作一時間後
のデータをとった。同じカテーテルを、背圧７５ｍｍＨｇで心拍１２５ｂｐｍ、
及び背圧１００ｍｍＨｇで心拍８０ｂｐｍで試験した。下記のテーブルは、ミリ
秒単位で、全容量の９０％を拡張させる平均時間、最大拡張状態から９０％まで
収縮した状態に戻す平均時間を表わす。更にこれら二つの時間の合計を総周期時
間平均として、範囲についての注釈と共に次の表に示す。
比較用及び被膜バルーン第一群材料のそれぞれ１５サンプルに対して引っ張り
強度試験が行われた。基準としてＡＳＴＭ８８２を使用した。エチレンオキシド
消毒器で殺菌されたサンプルは、幅１０ｍｍ、最短長約１０．１６ｃｍ（４イン
チ）、目盛りの長さ約５．０８ｃｍ（２インチ）、クロスヘッド速度５０．８０
ｃｍ／分（２０インチ／分）であった。サンプルの厚さは、テスト・ゾーンの２
箇所で測定した平均値を求めて引っ張り強度を計算した。比較用サンプルは、平
均で約４４．４５ｃｍ（１７．５インチ）の破断点伸びを有し、標準偏差は約２
．２９ｃｍ（０．９インチ）である。また、測定された平均引っ張り強度は７４
２０ｐｓｉで、標準偏差は５４５ｐｓｉである。被膜付バルーンにおいて、破断
点伸びは約４１．６６ｃｍ（１６．４インチ）、標準偏差は約２．５４ｃｍ（１
．０インチ）である。また、引っ張り強度平均計算値は６７０５ｐｓｉで、標準
偏差は６２０ｐｓｉである。大動脈内バルーンが作動する圧力はこれらの数値よ
り十分低いため、被膜バルーンは、被膜なしバルーンと、伸びや引っ張り強度に
おいて、機能的に同等のものであるのは明らかである。
比較用バルーン材料及び６５℃で４５日間「寝かした」バルーン被膜材料のそ
れぞれ１０セットに対し、別の引っ張り試験を行った。これらの試験は、インス
は、平均降伏強度は、被膜バルーン材料にはついては９７９ｐｓｉ、被膜なしバ
ルーン材料については９５５ｐｓｉである。最大引っ張り強度は、被膜材料につ
いては５２６７ｐｓｉ、被膜なし材料については６３１１ｐｓｉで破れた。これ
らの結果は前述の引っ張り及び袋状拡張結果と観察を裏づけると考えられる。
通常の方法で消毒した被膜バルーンは細菌内毒素及び、ＭＥＭ細胞毒分析にも
合格した。
「ピン・オン・ディスク」型摩擦計を使用して、２５℃の水溶液環境下、アル
ミナピンと、５ｇ積量のアルミニウム・ディスクで、５．０８−５．１３ｃｍ／
秒の速度で３５分間更にテストを行った。その結果、摩擦係数（μ）については
、実質的に被膜バルーンは０．１０より十分小さい数値を、比較用バルーンは、
およそ０．１５から０．４０を越える数値を示した。主観的観察と触感試験につ
いても、大動脈内カテーテル被膜バルーンは、濡れた時非常に滑らかであり、実
質
的に被膜なしのポリウレタンや類似材料で形成されたバルーンが濡れた時より滑
らかである。
本発明の目的とする改善された大動脈内バルーン・ポンプが提供されたと理解
される。
本発明を実施例を挙げながら、特にそのうちの好ましい実施例を示して、かな
り詳細に説明してきた。しかしながら、請求項記載の本発明の範囲内において、
この分野に精通した技術者により、ここに教示した技術に照らして、変形、改修
、改良してもよい。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Intra-aortic balloon pump device. Industrial applications The present invention relates to intra-aortic balloon pumps, and more particularly to improved intra-aortic balloon pump catheters. Background of the Invention Intra-aortic balloon pumps (IABP) cause counterpulsation during the aorta of heart disease over a fairly long period of time. For example, during cardiac shock, during post-operative weakening of cardiac output, and away from cardiopulmonary bypass, for treatment of incurable angina and other secondary normal functioning environments of the heart. , Assists the work of the ventricles. Pumps of the type of the present invention have elastic thin-wall balloons that are large even at low pressure and easily expand to significant displacements. The balloon is attached to a catheter device that deflates and deflates the air in the balloon and inserts the balloon into an artery deep inside the body or into the extruded site of the aorta through the vascular system of the patient. To do this, insert a large volume balloon in the deflated state into a specific artery, for example, from a small insertion path such as a minute opening, or through an introduction cannula, and slide the catheter and deflated balloon like a screw. , The patient must be inserted, for example, through the tortuous lumen of the vasculature beyond the lead-in line to the extrudate, ie from the groin artery into the patient's descending aorta. At the extruded site, the balloon is expanded to match the patient's heart rate for a longer period than the well-known counterpulsation method, and quickly expands and contracts to promote cardiac output. Therefore, the use of IAB P requires the relatively large balloon to be forced to slide through the arterial lumen with a small insertion port and bend. The arterial lumen may be randomly narrowed by arteriosclerotic platelet deposits. Subsequently, for a considerably long period of time, for example, several days, dilatation according to the heart rate and accurate pulsation are required. Furthermore, the balloon rubs against the platelet deposits and the like when it pulsates at the extruded portion. It can be appreciated that numerous parameters conflict when using insertion environments and requirements and intra-aortic balloon pumps. A striking feature of these impingement parameters is that the expanded but non-expanded diameter of the balloon is significantly larger than the diameter of the insert, which may be percutaneous, and that at least some of the lumen of the vascular system is threaded through by the balloon. It is associated with being larger. This requires the balloon to be deflated through an insertion passageway having an inner diameter (ID) that is significantly smaller than its expanded size. In addition, the deflated balloon, as well as the associated catheter mechanism, facilitates gliding with changes in orientation in the patient's vasculature, curved passageways, into the insertion site and microlumen, and from the insertion site to the aorta. It is preferable that it is smooth at the time of insertion, and it is preferable to minimize the morbidity rate at the time of such insertion, passage, and extrusion. In addition, during handling, deflation, packaging, unpacking, and use by healthcare staff, the balloon should be dry and non-slip until inserted into the patient's vascular system. Catheter-related devices typically include a dual concentric passageway that engages along a guidewire, senses aortic valves, such as arterial blood pressure, and / or includes a central lumen passage that serves functions such as drug delivery. It has a lumen. An annular passage between the inner and outer lumens is provided with a surgical gas such as helium at a rate required to repeat the rapid inflation and deflation of the balloon required for extrusion during counterpulsation to the patient's heart. Must be large enough to carry. A wide variety of coatings and other surface layers have been formed on various catheter devices to provide very high smoothness upon insertion through the patient's vasculature. It should be noted that these coatings are hydrophilic when they are dry and unlubricated during packaging and handling, but they become smooth when they come into contact with water fluid such as blood in the vascular system of a patient and get wet. Is to use the coating of. For these coatings and treatments, see, for example, U.S. Patents 4,100,309, 4,119,094, 4,642,267, and 5,135,516. As certainly explained in these patents, polyvinylpyrrolidone has several characteristics that make it valuable and desirable for forming a lubricious, hydrophilic coating on catheters and other invasive devices. It is a commercially available poly (N-vinyllactam) hydrophilic polymer. U.S. Pat. Nos. 4,100,309 and 4,119,094 disclose methods for coating these devices in two steps. First, the isocyanate solution containing the intermediate and polyurethane is applied to the substrate of the device, and then the polyvinylpyrrolidone solution is applied. When the substrate is polyurethane, polyurethane may be removed from the isocyanate containing prepolymer. In any case, the reactive isocyanate must be present in this method. Subsequently, as pointed out in U.S. Pat. No. 4,642,267, the aforesaid method suffers from the drawback that the presence of reactive isocyanate is essential. U.S. Pat. No. 4,642,267 describes the use of another hydrophilic coating formed from a mixture or alloy of thermoplastic polyurethane and polyvinylpyrrolidone, and / or other poly (N-vinyl lactam). However, it has not been proposed to use this mixture coating or any other hydrophilic lubricating coating on the balloon of an intra-aortic balloon pump or any other device having such a pump balloon structure and function. U.S. Pat. No. 4,646,719 describes the effective construction and construction of intra-aortic balloon pumps and also describes methods and applications for inserting such pumps. The aforementioned U.S. Pat. Nos. 4,100,309, 4,119,094, 4,642, 267 and 4,646,719 are each incorporated by reference below. Overview of the present invention Covering a large thin-walled balloon of an intra-aortic pump with a hydrophilic lubricating coating makes it very slippery when hydrated, while providing flexibility, strength and strength to meet the stringent requirements of balloons for such pumps. It was discovered that the toughness can be maintained. Such an assembly takes advantage of the exposed very smooth surface of the deflated balloon for increased ease of passage when the balloon catheter is introduced into the body and through the vasculature. On the other hand, the coated balloons easily and quickly deflate and have the reliability to prolong their life in the subsequent extrusion (pumping) operations. It has been discovered that such coated balloons, when dry, can be handled, manipulated, attached to the catheter, and deflated by the same manufacturing methods as a conventional balloon pump catheter assembly. In a preferred embodiment, an organic solvent-soluble, thermoplastic polyurethane having non-reactive isocyanate functionality and poly (N-vinyllactam), especially polyvinylpyrrolidone, is dissolved in a suitable solvent as disclosed in US Pat. No. 4,642,267. Applying the mixture to the outer surface of the intra-aortic balloon allows the balloon to function as part of the intra-aortic balloon pump catheter system while providing a stable and very smooth surface while clearly maintaining its physical and physical properties. This is, for example, the retention of flexibility, adhesive strength, expansive force, sac-like expansion pressure, tensile strength, and friction resistance for reliable long-term intra-aortic extrusion (intra-aortic pumping operation). Is mentioned. The film-forming agent is easily applied to a balloon made of normal polyurethane in the same manner as in the mold or dip coating process to easily form a uniform film thickness, which is then dried to a dry non-lubricated product, Can be used for shrinking, packing, and work preparation. When the film-forming agent comes into contact with an aqueous solution containing blood, it is self-activated and forms a film. This causes the coating to hydrate at substantially the same time, resulting in a much lower coefficient of friction than uncoated balloon catheters. The result is a very smooth balloon surface that facilitates insertion through the tissue, introducer cannula, and the patient's vasculature for positioning the intra-aortic balloon catheter in the artery undergoing counterpulsation treatment. It is believed that this very smooth balloon surface allows for insertion and positioning of the pump balloon with minimal force, reducing thromboembolism and / or morbidity in arterial wall dissection. Also, depending on the preference of the user, the same effect can be obtained even if the film is wet just before insertion. It is also believed that the coating can reduce the impact of atherosclerosis on the balloon material, thus helping to maintain integrity during insertion and use, and enhance the durability required for intra-aortic balloon pump devices. It is an object of the present invention to provide an intra-aortic balloon pump catheter that minimizes trauma and is easy to insert, while maintaining high reliability and a sufficient period of use of the balloon pump. Brief description of the drawings FIG. 1 is a schematic top view of an intra-aortic balloon catheter using the present invention. FIG. 2 is an enlarged sectional view of FIG. 1 taken along line 2-2. FIG. 2A is a schematic diagram further enlarging the cut-away drawing configuration of the balloon of FIG. 2. FIG. 3 is a transverse cross-sectional view showing the balloon portion of the pump device of FIG. 1 in a state in which the balloon is deflated and the sheath (sheath) is removed when the balloon is inserted into a patient's vessel. FIG. 4 is a schematic side view of a tubular sheath for the deflation balloon of FIG. 5A-5E are schematic views illustrating steps of the film forming mode of the balloon of FIGS. 1-3. To further illustrate the present invention, reference is made to preferred embodiments, but the invention is not limited thereto. Rather, it includes all changes and modifications based on the present invention. Detailed Description of the Preferred Embodiment As shown in FIG. 1, the intra-aortic balloon pump device 10 has a flexible tubular outer lumen 12 and a flexible coaxial inner lumen 14 connected to a Y-shaped connector 16. The proximal end of the container-shaped intra-aortic balloon 20 is attached to the distal end of the outer lumen 12. The end of the balloon 20 is attached to the end of the inner lumen 14. Each of these balloon lumens is bonded to both ends 21 and 22 of the sleeve of the balloon and the outer surfaces of the corresponding lumens 12 and 14 with an adhesive so as to prevent gas leakage. As shown, the mounting sleeves at these ends are connected by short taper portions 24, 25 which are substantially smaller in diameter than the main exhaust portion 23 of the balloon. The Y-shaped connector 16 is used for inflating and deflating the balloon 20 by continuously injecting and withdrawing helium gas or the like through the side branch 26 and the annular space between the inner cavities 12 and 14. Connected to gas supply pump and controller (not shown). The controller responds to the heartbeat and times the counterpulsation of the heart's pushing action with respect to balloon inflation and deflation in a known manner. A Y-shaped shaft 27 communicates with the inner lumen for receiving the guidewire 28 and for sensing arterial pressure and / or injecting medication through the inner lumen. The tethering device 32 is provided to secure the catheter to the patient's skin in a position where it is sutured and / or taped to insert the catheter for pumping. The balloon 20 is a large, flexible, thin film balloon of any suitable conventional size, that is, it is typically about 1.27 cm (about 0.5 inch) in diameter when expanded, but not stretched. It is about 0.54 cm (about 1.0 inch) and the length is about 20.32 cm (about 8 inches) to about 30.48 cm (about 12 inches). Typical displacements are 30 cc, 40 cc, 50 cc. The balloon may be formed of any suitable material, but polyurethane is currently preferred. The balloon is covered with a hydrophilic coating 36. The coating forms a smooth outer surface that is very slippery when wet with a water fluid such as blood. Once the coating is dry, the balloon can be deflated and the balloon and balloon-related pump mechanism can be used in the normal manner. A coating commercially available from Hydromer, Inc., White House, NJ, USA, containing polyvinylpyrrolidone is currently effective. These coatings consist of polyvinylpyrrolidone and a prepolymer containing one or more polyurethanes or isocyanates. These polymers have been reported to interact with each other and have the property of preventing thrombosis by forming a network of osmotic polymers that swell to various extents in the presence of water, depending on the concentration of their components. These polymers swell instantly when they come into contact with water fluids, but do not dissolve, and when dried, for example, a typical value after drying is 0.00051 to 0.00127 mm (text: 0.2 to 0.5 mil). A very smooth and durable coating with a film thickness. When such a hydrophilic coating is applied to the intra-aortic balloon 20, when it gets wet, the desired smoothness can be obtained without impairing the normal physical characteristics and easy handling of the balloon and the assembly device. It is known that The coating balloon 20 is deflated as 20f in FIG. This minimizes the effective outer diameter during insertion of the catheter into the patient's arterial system. Shrinkage may be done in a conventional manner. The conventional method is to apply a solution of silicone and freon to the outer surface by spraying etc. to deposit silicon, deflate the balloon, and normally fold it flat as if the "wing" was expanded in the radial direction, Includes a method of tightly wrapping around each other around cavity 14. In this way, the "wings" of the deflation balloon, as shown in cross-section, are spirally wrapped and tightened to keep the effective outer diameter of the balloon at a minimum during handling and insertion. In addition, it is possible to prevent the surfaces of the folded layers from adhering to each other by the action of silicone. The effective outer diameter of the deflation balloon is, for example, 9 Fr (about 0.30 cm = 0.117 inches) in the radial direction from the time of transport handling to insertion into the patient by covering the deflation balloon with the thin tubular sheath 40 normally. Shortened and kept to a minimum. The structure and size of the Y-shaped and tubular lumens and related parts and devices may be any suitable. However, to elaborate on other applications, other developments will be addressed, where the inner lumen is made of nitenol (a nickel-titanium alloy) to maintain the inner diameter and strength to perform the required function with the smallest outer diameter. It may be composed of a very thin wall tube. The outer lumen is also a thin-walled tube formed by co-extruding polyurethane around nylon, with a sufficient cross-section for pulsatile gas flow, to create a space between the lumen and the outer diameter of the outer lumen. Can be minimized. In contrast to currently available catheter devices that may use coated balloons such as the present invention, the improved lumen design provides less obstruction of catheter access to the patient's artery during intra-aortic pumping. To do. For example, the modified inner lumens have an inner diameter of about 0.028382 cm (0.0283 inches) and an outer diameter of about 0.088 cm (0.0347 inches), and the outer lumens have an inner diameter of about 0.229 cm ±. It is a nickel-titanium alloy of 0.003 cm (0.090 ± 0.011 inch) and an outer diameter of about 0.267 cm (0.105 inch) to about 0.282 cm (0.111 inch) (8 Fr.). May be. Prior to coating, the basic balloon 20 is prepared by using the same material, structure and size as the uncoated balloon currently used in the intra-arterial balloon pump. In one preferred embodiment, the wall thickness is about 0.008 cm (about 0.003 inch) to about 0.013 cm (about 0.005 inch) formed by dipping on a suitably shaped mandrel. Polyurethane balloons based on the polyethers according to). Such balloons are sufficiently flexible and strong that they have a high elasticity so that they do not burst even if they are stretched by about 525%. Among such balloons, one specific polyurethane available in the market that has been proven to play a role, including that used in the practice of the present invention, is B under the designation "Estan 58110". ． F. Sold by Goodrich. A deflation balloon is typically known to be the largest diameter portion of the catheter of an intra-aortic balloon pump. Therefore, maximizing slippage and minimizing the effective outer diameter of the deflation balloon are important challenges. The coated balloon 20 can provide the desired slippage without compromising strength, reliability, or durability, and without changing packaging or applications during current manufacturing processes. Further, there is an advantage that the coating surface has stronger thrombus resistance than the polyurethane film surface. Example of coated balloon The polyurethane balloon coated with the film 36 using polyvinyl pyrrolidone as the hydrophilic agent shows good results. Polyvinyl pyrrolidone is applied to the polyurethane balloon substrate in two ways. One is a method of using a prepolymer solution containing an isocyanate in an organic solvent. Evaporation of the solvent is believed to form a polyvinylpyrrolidone / polyurethane copolymer that coats the substrate. This film is referred to as "film forming agent A" and is represented by the following formula. Film formation A (Hydromer: name 11-A) 1.8% by weight Polyvinylpyrrolidone 0.6% by weight Polyisocyanate 80 ppm Surfactant 97.6% by weight Solvent mixture: 73.2% by weight Ethyl lactate 24.4% by weight Cyclohexane The other film is formed by another organic solvent. A mixture of thermoplastic polyurethane and polyvinylpyrrolidone is used and is represented by the following formula, which is referred to as "film forming agent B". Film-forming agent B (Hydromer: name 11B or 503) 3.0% by weight Polyvinylpyrrolidone 0.1% by weight Polyurethane 13 ppm Surfactant 96.9% by weight Solvent mixture: 93.9% by weight Diacetone alcohol 0.8% by weight Tetrahydrofuran 2.2% by weight N-methylpyrrolidone poly Other coating methods using vinylpyrrolidone and related hydrophilic materials are also possible. At present, film formation with a copolymer mixture of "film forming agent B" is preferred. This is because it is simple and easy to apply. Since there is no free isocyanate, it is not necessary to ensure that the reactive isocyanate has been removed from the final product. Such isocyanates are believed to create chemically labile conditions and / or to incorporate preferred inert additives such as pharmaceutical surfactants and dyes. Balloons coated with "Film forming agent B" appear to have better lubricity and flexibility. The balloon can be coated by any suitable method such as spraying, dipping, brushing and the like. 5A-5E schematically illustrate a dipping step of coating balloon 20 in one step of a coating method using a copolymer mixture of "Film Forming Agent B". In the illustrated apparatus, the balloon is attached to the elongated mandrel of rack 50 as shown in FIG. 5A. At that time, the balloon is slid from the lower end of the mandrel, and the proximal end (upper end) is gripped and attached so that the balloon neck 21 is locked to the whiskers above the mandrel. From the manufacturing mode, the lower end of the balloon remains sealed. Then, as shown in FIG. 5B, the balloon is sufficiently dipped in the film forming solution 52 in a suitable container 54 to a length at which the proximal end neck 21 can be reliably cut and adjusted at least later. The upper end of the opening is kept above the coating liquid surface to prevent the film forming solution from entering the balloon. Next, the balloon is pulled up as shown in FIG. 5C, drained (in other words, dropped) for at least 15 minutes, and dried. The film thickness is controlled by adjusting the viscosity of the film-forming solution, the rate of insertion and withdrawal, and the immersion time. When a "film forming agent B" is applied at a temperature of 77 ° F and a viscosity of 19-24 seconds (sec.) With a residence time of 1 second and a pulling cycle of 10 seconds, a satisfactory film can be obtained. Are known. This is a measurement with a zahn-type Viscosity Cup # 2 according to ASTM D4212-88 Viscosity Standard Test Method with a Dip-type Cup. The "film forming agent B" used was "film forming solution 503" manufactured by Hydromer Co., Ltd., a film forming company in White House, NJ, USA. The coated balloon is then heated in an oven 56 (FIG. 5D) at approximately 150 ° F. for 60 minutes to evaporate the solvent. After removal from the oven, the balloon rack is cooled for a minimum of 10 minutes at room temperature. The balloons are then removed from the mandrel and placed in polyethylene sleeves 60, respectively, and after inspection, as shown in FIG. 5E, allow to cure for at least 7 days prior to use, keeping room temperature at, for example, about 70 ° F. Let This "curing" period is intended to promote strength recovery of the balloon material following the coating, further dissipating any remaining solvent and / or completing the bond between the substrate and coating at the adhesive surface. Can be achieved. Coated balloons are biocompatible and retain their substantial initial strength, flexibility, and abrasion resistance after coating and curing as described above, while being very slippery when fully wet. Reach high surface. Further, when dried, it can be handled, deflated, loaded into tube 40, removed from tube 40 and prepared for insertion, similar to an uncoated balloon. It also includes resistance to the heating step often performed following deflation, in which the deflation balloon is heated to about 135 ° F. and left to heat for about 12-16 hours, which is followed by setting and removal from tube 40. Helps to keep shrinkage during insertion. The coated balloons become very smooth immediately upon wetting, which has the advantage of reducing the number of traumas and facilitating insertion and placement. And the coating does not cause unwanted expansion of the balloon prior to insertion, nor does it interfere with the normal deliberate expansion that occurs when placed on the extruded portion of the patient's aorta. The aforementioned coatings are stable and their film thickness exhibits uniform properties, with similar (consistent) lubricity and inertness properties despite the normal wear and tear typical of IABP equipment during extended use. Is maintained. Also, the coating does not jeopardize the complete balloon-pump-catheter assembly. The specific example using the above-mentioned film-forming agent B contained the polyether urethane for the balloon substrate and the coating, and the solvent having general versatility, and gave good results. However, balloons and coatings using other polyurethanes and suitable universal solvents are believed to give similar results. Test performance of coated balloons of the present invention and IABPs using coated balloons Polyurethane balloons having a capacity of 40 cc and a capacity of 28 having a capacity of 30 cc were washed with an ultrasonic bath of isopropyl alcohol, and then coated by a film forming company. One end of the balloon was immersed 80% in the wash bath for 5 minutes and filled accordingly. This process was repeated on the other side, then room dried at room temperature for 20 ± 5 minutes and oven dried at 65 ± 2 ° C. for 20 ± 2 minutes. For all the balloons after cleaning, the above-described film forming solution 503 manufactured by Hydromer was used, and the dip film formation was performed as described above. Ten of the 30 cc capacity balloons were introduced into the film-forming solution at a rate of 0.42 cm / sec (1/6 inch / sec), immersed in the film-forming solution for 3 seconds, and pulled out from the film-forming solution at the same rate. , Both the outside and the inside. The remaining 18 of 30 cc volume balloons and 30 of 40 cc volume balloons were introduced at a rate of 0.64 cm / sec (1/4 inch / sec), dipped for 3 seconds and pulled up at the same rate to coat only the outside. Then, all were drained and dried in a room atmosphere for 20 ± 5 minutes, and then oven-dried at 65 ± 2 ° C. for 30 ± 1 minutes. Thereafter, these balloons underwent a number of tests as described below for at least 7 days. Half of the coated balloons were incorporated into a specifiable 9 Fr catheter for functional testing with an equal number of control intra-aortic balloon pumps fitted with conventional polyurethane balloons. The other coated balloon was left for mechanical strength testing. All test and comparison catheters were manufactured by St. Jude Medical's Cardiac Assistance Department through the conventional process used to manufacture current commercial IABPs. After contraction, a pressure decay leak test was performed on the catheter immediately after disinfection. Balloons that did not pass this test were not tested further. For all remaining catheters, the balloon remains immersed in the sheath (outer frame) and is immersed in water with a pressure of 6 psi, and the leak is detected as a bubble stream or as a reduced pressure. The sheath (outer frame) was removed from five 40 cc capacity catheters for comparison and five 40 cc capacity catheters with coated balloons, and all were pressurized until the balloons expanded into a bag shape. The pressure when each expanded into a bag was recorded. While dilating the balloon into a bag, these catheters were reimmersed in water to see if any leaks had occurred. The catheter that was the subject of this leak test did not show any leak in the balloon or adhesive after the initial 6 psi test and bag-like expansion. The comparative catheter experienced balloon pouch dilation at an average of 13.6 psi (range 13.5-14 psi). On the other hand, catheters using coated balloons have an average of 12. It expanded into a bag at 9 psi and showed no balloon or adhesive leakage. 59 other 9Fr. IABP catheters, ie, 30 comparative catheters consisting of 10 balloons of 30 cc, 40 cc, and 50 cc each, and 29 catheters with balloons coated with "Film forming agent B" (10 30 cc volumes, The same test was performed for 40 cc capacity and 10 50 cc capacity. All of these 59 cases were left in a natural heat (oven) kept at 65 ° C. for 45 days, and the conditions corresponding to a shelf life of 2 years were set. The measured averages and ranges of expansion pressures observed are as follows, in units of psi. The difference in saccular expansion pressure is clinically significant because all of the observed expansion pressure measurements were significantly exceeded by a normal working pressure of approximately 150 mmHg, or 2.9 psi, a factor of four or more. Unthinkable. The corresponding calculated hoop stress of a balloon material having a working pressure of 3 psi is about 190 for a balloon having a thickness of about 0.01 cm (about 0.0048 inch) in the above range. 220 psi and the bag expansion pressures mentioned are in the range of approximately 895 to 922 psi. A 10 cc balloon with a 30 cc capacity, which was incorporated into the catheter and coated on the inside as well as the outside, was not deflated and was not subject to the in-frame wetting test. However, when they were soaked in water at room temperature for 7 days and then expansion tested, the balloons or adhesives were leak-free at an average expansion pressure of 12.8 psi (range 12.5-13 psi). From this, it can be said that there is no functional loss of the catheter due to the presence of the coating on the inner surfaces of the connecting sleeves 21 and 22. First, an expansion test was performed on five 30 cc volume catheters and five 40 cc volume catheters using coated balloons from the groove described above, and at the same time, the same number of comparative catheters of the same size were also expanded. In this test, each catheter was attached to a 75 mm Hg pressurized dilatation / deflation fixture and the catheter was connected to a Model 700 sold by St. Jude Medical Cardiac Support. The pump was then operated in "manual fill" mode. All five 40 cc volume coated balloons and two 30 cc volume coated balloons were expanded in the first cycle and two of the remaining 30 cc volume coated balloons were expanded in the third cycle. The remaining 30 cc capacity of coated balloon was expanded for 22 cycles. The results were better than the corresponding comparative catheter. A functional test was performed on the catheter used for the expansion test described above. After the dilatation test, each was subjected to a self-purge cycle with a model 700 controller, set to "neutral" timing and settings, ie, no advance or delay relative to the cardiac cycle, and cycled through several different operating parameters. . These catheters were tested at a back pressure of 75 mmHg and a heart rate of 80 beats / minute (bpm), and initial values and data one hour after the operation were taken. The same catheter was tested at a back pressure of 75 mmHg with a heartbeat of 125 bpm and a backpressure of 100 mmHg with a heartbeat of 80 bpm. The table below represents, in milliseconds, the average time to expand 90% of the total capacity and the average time to return to 90% contracted from the maximum expanded state. Further, the sum of these two times is shown as the total cycle time average in the following table together with a note on the range. Tensile strength tests were conducted on 15 samples of each of the comparative and coated balloon first group materials. ASTM 882 was used as a reference. The sample sterilized with an ethylene oxide disinfector has a width of 10 mm, a minimum length of about 10.16 cm (4 inches), a scale length of about 5.08 cm (2 inches), and a crosshead speed of 50.80 cm / min (20 inches / Minutes). For the thickness of the sample, the tensile strength was calculated by obtaining the average value measured at two points in the test zone. The comparative sample has an average elongation at break of about 17.5 inches with a standard deviation of about 2. It is 29 cm (0.9 inches). Also, the measured average tensile strength is 7420 psi and the standard deviation is 545 psi. In the coated balloon, the elongation at break is about 41.66 cm (16.4 inches) and the standard deviation is about 2.54 cm (1.0 inches). Also, the average calculated tensile strength is 6705 psi, and the standard deviation is 620 psi. Since the pressure at which the aortic balloon operates is well below these numbers, it is clear that coated balloons are functionally equivalent in elongation and tensile strength to uncoated balloons. Another pull test was performed on 10 sets of each of the comparative balloon material and the balloon coating material "aged" at 65 ° C for 45 days. These tests are Has an average yield strength of 979 psi for coated balloon material and 955 psi for uncoated balloon material. The maximum tensile strength was broken at 5267 psi for the coated material and 6311 psi for the uncoated material. It is considered that these results support the above-mentioned tension and bag-like expansion results and observations. The coated balloons sterilized by conventional methods also passed bacterial endotoxin and MEM cytotoxicity analysis. Further testing for 35 minutes at a speed of 5.08-5.13 cm / sec with an alumina pin and an aluminum disc of 5 g capacity in an aqueous environment at 25 ° C using a "pin-on-disc" type friction meter. I went. As a result, with respect to the coefficient of friction (μ), the coated balloon substantially showed a value sufficiently smaller than 0.10, and the comparative balloon showed a numerical value of about 0.15 to more than 0.40. Also for subjective observation and tactile testing, intra-aortic catheter coated balloons are very smooth when wet, and balloons made of substantially uncoated polyurethane or similar materials are smoother when wet. It is understood that an improved intra-aortic balloon pump for the purposes of the present invention has been provided. The invention has been described in considerable detail with reference to the examples, especially with reference to the preferred embodiments thereof. However, within the scope of the invention as claimed, modifications, alterations and improvements may be made by those skilled in the art in light of the teachings herein.
【手続補正書】特許法第１８４条の７第１項
【提出日】１９９５年５月３１日
【補正内容】
１２． 該バルーンはポリウレタンで形成され、該被膜工程は、該バルーンを
、該ポリウレタンを溶解した有機溶媒中において、基本的に熱可塑性ポリウレタ
ンと水溶性ポリビニールピロリドンから成る安定した親水性混合物で覆う工程を
含むことを特徴とする請求項８記載の発明。
１３． 該硬化過程は、被膜バルーンを収縮する前、少なくとも７日間硬化さ
せる工程を含むことを特徴とする請求項８記載の発明。
１４． 該バルーンは薄膜ポリウレタンで形成され、該親水性材料は該ポリウ
レタン薄膜と直接接触することを特徴とする請求項４記載の発明。
１５． 該バルーンは収縮し、該バルーンの長軸の回りにその収縮したバルー
ンが収縮層の表面同士を接触させることなく、入れ違いに層を成した平坦部を構
成していることを特徴とする請求項４記載の発明。
１６． 該バルーンは、少なくとも約１．２７ｃｍ（約０．５インチ）または
それより大きい未伸張で拡張した第１直径を有する大きさ及び形状であることを
特徴とする請求項１記載の発明。
１７． 該バルーンは、未伸張拡張時の長さが少なくとも約２０．３２ｃｍ（
８インチ）となるような大きさ及び形状であることを特徴とする請求項１６記載
の発明。[Procedure of Amendment] Article 184-7, Paragraph 1 of the Patent Act
[Submission date] May 31, 1995
[Correction contents]
12. The balloon is formed of polyurethane, and the coating step includes
In an organic solvent in which the polyurethane is dissolved, a thermoplastic polyurethane
Coating with a stable hydrophilic mixture of water and water-soluble polyvinylpyrrolidone
9. The invention according to claim 8, which includes:
13. The curing process is to cure for at least 7 days before deflating the coated balloon.
9. The invention according to claim 8, further comprising the step of:
14． The balloon is formed of thin film polyurethane and the hydrophilic material is
5. The invention according to claim 4, wherein the invention is in direct contact with the thin film of retin.
15. The balloon is deflated and the deflated balloon is wrapped around the long axis of the balloon.
Of the contraction layer does not contact the surfaces of the contraction layer, and the flat part is formed by layering the contraction layer.
The invention according to claim 4, characterized in that
16. The balloon is at least about 1.27 cm (about 0.5 inches) or
A size and shape having a larger unstretched and expanded first diameter
The invention according to claim 1, characterized in that:
17． The balloon has an unexpanded length of at least about 20.32 cm (
17. The size and the shape such that it is 8 inches).
Invention.
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フロントページの続き
(72)発明者 マジェスキ，ピーター・ティー
アメリカ合衆国マサチューセッツ州02140,
ケンブリッジ，ハードリー・ストリート
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Continuation of front page
(72) Inventor Majeski, Peter Tee
Massachusetts State 02140,
Cambridge, Hadley Street
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