JPH0348812B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0348812B2 JPH0348812B2 JP59106596A JP10659684A JPH0348812B2 JP H0348812 B2 JPH0348812 B2 JP H0348812B2 JP 59106596 A JP59106596 A JP 59106596A JP 10659684 A JP10659684 A JP 10659684A JP H0348812 B2 JPH0348812 B2 JP H0348812B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pressure
- diaphragm
- catheter
- metal
- sensor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、血圧、頭蓋内圧、子宮内圧等、生体
内のあらゆる箇所の圧力を測定する圧力センサー
に関するものである。
内のあらゆる箇所の圧力を測定する圧力センサー
に関するものである。
従来、生体内の圧力を測定する方法としては、
例えば特開昭56−8033号公報のように、カテーテ
ルによつて生体圧を体外の圧力トランスデユーサ
ーまで導き出して測定するのが一般的であつた。
従つて、カテーテルのコンプライアンス、血液の
粘性、血流の慣性等によつて血圧波形に歪が生
じ、精密な心機能測定に支障をきたしていた。近
年、特開昭53−38196号公報のように、カテーテ
ルの先端に小型の圧力変換素子を有する圧力セン
サーが開発され、生体各所の圧力を直接、歪みな
く測定できるようになつたが、まだ時間の経過と
共に０点がドリフトする零ドリフトの問題や、長
時間モニタリング時の抗血栓性等、解決すべき問
題が多く残されていた。
例えば特開昭56−8033号公報のように、カテーテ
ルによつて生体圧を体外の圧力トランスデユーサ
ーまで導き出して測定するのが一般的であつた。
従つて、カテーテルのコンプライアンス、血液の
粘性、血流の慣性等によつて血圧波形に歪が生
じ、精密な心機能測定に支障をきたしていた。近
年、特開昭53−38196号公報のように、カテーテ
ルの先端に小型の圧力変換素子を有する圧力セン
サーが開発され、生体各所の圧力を直接、歪みな
く測定できるようになつたが、まだ時間の経過と
共に０点がドリフトする零ドリフトの問題や、長
時間モニタリング時の抗血栓性等、解決すべき問
題が多く残されていた。
そこで本発明者等は、先端に圧力変換素子を有
するタイプの圧力センサーに関し、測定時におけ
る安定性に優れ、安全性および抗血栓性を向上さ
せた生体内圧測定用センサーを得ることを目的と
して種々検討を行つた結果、零ドリフトの原因
が、ダイアフラムと筺体あるいは圧力変換素子と
を接着した接着剤、およびダイアフラムにコーテ
イングした樹脂の水分による膨潤にあることを見
出し、本発明を完成させるに至つたものである。
するタイプの圧力センサーに関し、測定時におけ
る安定性に優れ、安全性および抗血栓性を向上さ
せた生体内圧測定用センサーを得ることを目的と
して種々検討を行つた結果、零ドリフトの原因
が、ダイアフラムと筺体あるいは圧力変換素子と
を接着した接着剤、およびダイアフラムにコーテ
イングした樹脂の水分による膨潤にあることを見
出し、本発明を完成させるに至つたものである。
即ち、本発明は先端あるいは先端部側面もしく
はカテーテルの途中に受圧面を有し、ダイアフラ
ム、圧力変換素子、筺体およびカテーテル等から
なり、ダイアフラムと筺体あるいは圧力変換素子
とを接着した接着剤およびその近傍に防水金属コ
ートを施し、次いで、センサーの表面に樹脂をコ
ーテイングし、さらにその上に金属をコーテイン
グしたことを特徴とする生体内圧測定用センサー
に関するものである。
はカテーテルの途中に受圧面を有し、ダイアフラ
ム、圧力変換素子、筺体およびカテーテル等から
なり、ダイアフラムと筺体あるいは圧力変換素子
とを接着した接着剤およびその近傍に防水金属コ
ートを施し、次いで、センサーの表面に樹脂をコ
ーテイングし、さらにその上に金属をコーテイン
グしたことを特徴とする生体内圧測定用センサー
に関するものである。
ダイアフラムと筺体あるいは圧力変換素子とを
接着する接着剤としては、一般にフエノール樹
脂、エポキシ樹脂、ポリアミド、ポリウレタン等
の接着剤が用いられるが、これらは湿度等によつ
て膨潤し、ダイアフラムの圧力−歪特性を変化さ
せることがある。そこで、本発明においては、接
着剤の膨潤を防ぐために金属をコーテイングし
た。ただし、圧力センサーのダイアフラムは圧力
を伝える重要な部分であり、この表面に必要以上
のコーテイングを行うことは、コンプライアンス
を高め、圧力波形を歪ませる事になる。従つて、
この防水金属コートは接着剤とその周辺部に限定
するのが好ましいが、ダイアフラム部を除けば圧
力センサー全体にかかつていても何ら差しつかえ
はない。金属の種類としては、金、銀、白金、パ
ラジウム、ニツケル、クロム、チタン、亜鉛等を
用いることが出来、その厚さは、0.005μｍ〜0.3μ
ｍの範囲が良いが、ピンホールの発生する確率を
少なくするためには、0.03μｍ以上の厚みがあれ
ば更に望ましい。ただし、0.1μｍ以下であれば、
たとえダイアフラムに金属が蒸着されても波形を
歪ませることはない。
接着する接着剤としては、一般にフエノール樹
脂、エポキシ樹脂、ポリアミド、ポリウレタン等
の接着剤が用いられるが、これらは湿度等によつ
て膨潤し、ダイアフラムの圧力−歪特性を変化さ
せることがある。そこで、本発明においては、接
着剤の膨潤を防ぐために金属をコーテイングし
た。ただし、圧力センサーのダイアフラムは圧力
を伝える重要な部分であり、この表面に必要以上
のコーテイングを行うことは、コンプライアンス
を高め、圧力波形を歪ませる事になる。従つて、
この防水金属コートは接着剤とその周辺部に限定
するのが好ましいが、ダイアフラム部を除けば圧
力センサー全体にかかつていても何ら差しつかえ
はない。金属の種類としては、金、銀、白金、パ
ラジウム、ニツケル、クロム、チタン、亜鉛等を
用いることが出来、その厚さは、0.005μｍ〜0.3μ
ｍの範囲が良いが、ピンホールの発生する確率を
少なくするためには、0.03μｍ以上の厚みがあれ
ば更に望ましい。ただし、0.1μｍ以下であれば、
たとえダイアフラムに金属が蒸着されても波形を
歪ませることはない。
また、ダイアフラムを保護する目的と、通常の
カテーテルと同様の操作で生体を傷つけることな
く体内に挿入できるようにするためには、防水金
属コートの上に更に樹脂をコーテイングするのが
良い。このプラスチツクコート層は、圧力波形に
歪みを与えず、カテーテル操作でダイアフラムあ
るいは生体に損傷を与えない程度の厚みとするこ
とが必要で、その範囲としては10〜1000μｍが望
ましい。これは、ダイアフラム上にもコーテイン
グするため、吸水性の少ない樹脂が望ましく、例
えば、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、シ
リコーン樹脂、ポリアミド、ポリスチレン、ポリ
プロピレン、ポリエステル等を用いることができ
る。また、ダイアフラム及び筺体の材質としては
ステンレスが望ましいため、プラスチツクコート
層の接着力を強化するためには、プライマーが必
要となる場合もある。このプライマーとしては、
フエノール樹脂、エポキシ樹脂、ポリアミド、ポ
リウレタン等の接着剤が望ましい。
カテーテルと同様の操作で生体を傷つけることな
く体内に挿入できるようにするためには、防水金
属コートの上に更に樹脂をコーテイングするのが
良い。このプラスチツクコート層は、圧力波形に
歪みを与えず、カテーテル操作でダイアフラムあ
るいは生体に損傷を与えない程度の厚みとするこ
とが必要で、その範囲としては10〜1000μｍが望
ましい。これは、ダイアフラム上にもコーテイン
グするため、吸水性の少ない樹脂が望ましく、例
えば、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、シ
リコーン樹脂、ポリアミド、ポリスチレン、ポリ
プロピレン、ポリエステル等を用いることができ
る。また、ダイアフラム及び筺体の材質としては
ステンレスが望ましいため、プラスチツクコート
層の接着力を強化するためには、プライマーが必
要となる場合もある。このプライマーとしては、
フエノール樹脂、エポキシ樹脂、ポリアミド、ポ
リウレタン等の接着剤が望ましい。
しかし、前述のプラスチツクコート用樹脂は、
抗血栓性の点で必ずしも良好ではなく、また、樹
脂である以上ある程度の吸水性は免がれない。そ
こで、この上に更に金属をコートすることによつ
て、吸水性を減少させると共に抗血栓性を高める
ことができる。金属の種類としては、前記防水金
属コートと同様のものが使用できるが、生体に対
する毒性や抗血栓性を考慮すると金、白金、パラ
ジウムまたは銀が望ましく、更に強度も考慮に入
れるとパラジウムおよび白金が最も望ましい。こ
の金属薄膜の厚さは、0.005μｍ〜0.5μｍの範囲が
望ましいが、透水性防止の目的からは0.03μｍ以
上の厚みがあれば更に望ましい。また、金属薄膜
が薄い場合には、下地の影響が出て抗血栓性が悪
くなる。従つて、抗血栓性の面からは、厚さ
0.05μｍ以上とするのが望ましい。更に密着強度
の上では、できうる限り薄い方が良く、0.5μｍ以
上の厚みではカテーテルの曲げ等によつて剥離す
る恐れがある。
抗血栓性の点で必ずしも良好ではなく、また、樹
脂である以上ある程度の吸水性は免がれない。そ
こで、この上に更に金属をコートすることによつ
て、吸水性を減少させると共に抗血栓性を高める
ことができる。金属の種類としては、前記防水金
属コートと同様のものが使用できるが、生体に対
する毒性や抗血栓性を考慮すると金、白金、パラ
ジウムまたは銀が望ましく、更に強度も考慮に入
れるとパラジウムおよび白金が最も望ましい。こ
の金属薄膜の厚さは、0.005μｍ〜0.5μｍの範囲が
望ましいが、透水性防止の目的からは0.03μｍ以
上の厚みがあれば更に望ましい。また、金属薄膜
が薄い場合には、下地の影響が出て抗血栓性が悪
くなる。従つて、抗血栓性の面からは、厚さ
0.05μｍ以上とするのが望ましい。更に密着強度
の上では、できうる限り薄い方が良く、0.5μｍ以
上の厚みではカテーテルの曲げ等によつて剥離す
る恐れがある。
以上のように本発明は、生体内圧測定用センサ
ーのプラスチツクコートおよび接着剤の表面に金
属薄膜をコーテイングすることによつて、その膨
潤を抑え、高い安定性、安全性ならびに抗血栓性
を得ることができ、医療上極めて有用なるもので
ある。
ーのプラスチツクコートおよび接着剤の表面に金
属薄膜をコーテイングすることによつて、その膨
潤を抑え、高い安定性、安全性ならびに抗血栓性
を得ることができ、医療上極めて有用なるもので
ある。
次に本発明による圧力センサーを、図面に従つ
て詳細に説明する。
て詳細に説明する。
第１図は、本発明の１実施例となる圧力センサ
ーの概略図である。
ーの概略図である。
金属薄膜１３およびプラスチツクコート層１２
を通してダイアフラム１に圧力が伝わると、これ
に連結する連結棒１０が金属板９に圧力を伝え、
圧力に比例した歪をおこす。金属板９の上下には
４個のピエゾ素子２，３，４，５が接着されてお
り、これらによつて第２図のような、ブリツジ回
路を形成している。圧力が加わると、金属板９上
のピエゾ素子２，３は伸展し、反対側のピエゾ素
子４，５は縮小するので、各々のピエゾ素子の抵
抗値が変化し、ブリツジ内に抵抗変化に比例した
電流が流れる。この出力電流をカテーテル内を通
してアンプ系に伝え、圧力を測定する。ピエゾ素
子は金属板９の上下両端に１個ずつでも良く、こ
の時には第２図において例えば２，４は固定抵抗
となる。もちろん本発明は、ダイアフラムに直接
圧力変換素子を接着するタイプの圧力センサーに
も適応できる。
を通してダイアフラム１に圧力が伝わると、これ
に連結する連結棒１０が金属板９に圧力を伝え、
圧力に比例した歪をおこす。金属板９の上下には
４個のピエゾ素子２，３，４，５が接着されてお
り、これらによつて第２図のような、ブリツジ回
路を形成している。圧力が加わると、金属板９上
のピエゾ素子２，３は伸展し、反対側のピエゾ素
子４，５は縮小するので、各々のピエゾ素子の抵
抗値が変化し、ブリツジ内に抵抗変化に比例した
電流が流れる。この出力電流をカテーテル内を通
してアンプ系に伝え、圧力を測定する。ピエゾ素
子は金属板９の上下両端に１個ずつでも良く、こ
の時には第２図において例えば２，４は固定抵抗
となる。もちろん本発明は、ダイアフラムに直接
圧力変換素子を接着するタイプの圧力センサーに
も適応できる。
防水金属コート８は、ダイアフラム１と筺体１
１とを接着した接着剤６が湿度等により膨潤し、
ダイアフラム１の圧力−歪特性に変化を与えるこ
とを防ぐと同時に、筺体１１とカテーテル本体１
４との接合部からの水分の侵入を防ぐためのもの
で、本実施例では、ダイアフラム１の中心部近辺
はマスキングをしてパラジウムを厚さ500〓で２
回蒸着した。防水コート７は、本実施例ではチオ
コールゴムを用いた。これは、本発明においては
必須のものではないが、筺体１１と防水金属コー
ト８の間のクツシヨン、あるいは筺体１１とカテ
ーテル本体１４の接合部の防水の働きをするもの
で、チオコールゴムの他、フエノール樹脂、エポ
キシ樹脂、ポリアミド、ポリウレタン、等の接着
剤を用いることもできる。本実施例では、センサ
ーの感度を向上させるために、ダイアフラム１の
中心部上には、防水コート７および防水金属コー
ト８はかけていない。
１とを接着した接着剤６が湿度等により膨潤し、
ダイアフラム１の圧力−歪特性に変化を与えるこ
とを防ぐと同時に、筺体１１とカテーテル本体１
４との接合部からの水分の侵入を防ぐためのもの
で、本実施例では、ダイアフラム１の中心部近辺
はマスキングをしてパラジウムを厚さ500〓で２
回蒸着した。防水コート７は、本実施例ではチオ
コールゴムを用いた。これは、本発明においては
必須のものではないが、筺体１１と防水金属コー
ト８の間のクツシヨン、あるいは筺体１１とカテ
ーテル本体１４の接合部の防水の働きをするもの
で、チオコールゴムの他、フエノール樹脂、エポ
キシ樹脂、ポリアミド、ポリウレタン、等の接着
剤を用いることもできる。本実施例では、センサ
ーの感度を向上させるために、ダイアフラム１の
中心部上には、防水コート７および防水金属コー
ト８はかけていない。
更に、ダイアフラム１上も含めて、プラスチツ
クコート１２として200μｍのポリ塩化ビニリデ
ンをコートした。しかし、ポリ塩化ビニリデンの
抗血栓性は、今井法による実験の結果ポリ塩化ビ
ニルと同程度であり、長時間の体内埋込には不適
当であるため、この上にパラジウムの金属蒸着を
行つた。パラジウムの蒸着は、500〓を２回行い
ピンホールのないようにした。
クコート１２として200μｍのポリ塩化ビニリデ
ンをコートした。しかし、ポリ塩化ビニリデンの
抗血栓性は、今井法による実験の結果ポリ塩化ビ
ニルと同程度であり、長時間の体内埋込には不適
当であるため、この上にパラジウムの金属蒸着を
行つた。パラジウムの蒸着は、500〓を２回行い
ピンホールのないようにした。
以上のようにして作製した圧力センサーを用い
て、実際に血圧を測定した。体重10〜15Kgの雑種
成犬を用い、頚動脈および頚静脈の頭例を結禁、
各々の血管の側面よりセンサーを心臓に向つて挿
入し、センサー受圧部が各々大動脈起始部および
中心静脈に来るように留置した。留置後、１日、
３日、５日目で動脈圧波形および右房圧波形を測
定したが、血栓によるものと思われる波形の鈍化
はなく、血圧も妥当な値を示した。また、留置５
日目の剖検所見でも、カテーテル部分にわずかな
血栓が認められたものの感圧部には全く血栓は見
られず、抗血栓性に関しても良好な結果が得ら
れ、測定値に関しても信頼性が保たれていた。
て、実際に血圧を測定した。体重10〜15Kgの雑種
成犬を用い、頚動脈および頚静脈の頭例を結禁、
各々の血管の側面よりセンサーを心臓に向つて挿
入し、センサー受圧部が各々大動脈起始部および
中心静脈に来るように留置した。留置後、１日、
３日、５日目で動脈圧波形および右房圧波形を測
定したが、血栓によるものと思われる波形の鈍化
はなく、血圧も妥当な値を示した。また、留置５
日目の剖検所見でも、カテーテル部分にわずかな
血栓が認められたものの感圧部には全く血栓は見
られず、抗血栓性に関しても良好な結果が得ら
れ、測定値に関しても信頼性が保たれていた。
第１図は本発明の１実施例となる圧力センサー
の概略図、第２図はそのブリツジ回路図である。 図中、１はダイアフラム、２，３，４，５はピ
エゾ素子、６は接着剤、７は防水コート、８は防
水金属コート、９は金属板、１０は連結棒、１１
は筺体、１２はプラスチツクコート層、１３は金
属薄膜、１４はカテーテル本体である。
の概略図、第２図はそのブリツジ回路図である。 図中、１はダイアフラム、２，３，４，５はピ
エゾ素子、６は接着剤、７は防水コート、８は防
水金属コート、９は金属板、１０は連結棒、１１
は筺体、１２はプラスチツクコート層、１３は金
属薄膜、１４はカテーテル本体である。
Claims (1)
- １ 先端あるいは先端部側面もしくはカテーテル
の途中に受圧面を有し、ダイアフラム、圧力変換
素子、筺体およびカテーテル等からなり、ダイア
フラムと筺体あるいは圧力変換素子とを接着た接
着剤およびその近傍に防水金属コートを施し、次
いで、センサーの表面に樹脂をコーテイングし、
さらにその上に金属をコーテイングしたことを特
徴とする生体内圧測定用センサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10659684A JPS60249934A (ja) | 1984-05-28 | 1984-05-28 | 圧力センサ− |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10659684A JPS60249934A (ja) | 1984-05-28 | 1984-05-28 | 圧力センサ− |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60249934A JPS60249934A (ja) | 1985-12-10 |
| JPH0348812B2 true JPH0348812B2 (ja) | 1991-07-25 |
Family
ID=14437539
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10659684A Granted JPS60249934A (ja) | 1984-05-28 | 1984-05-28 | 圧力センサ− |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60249934A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62263429A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| JPS62263430A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| AU3992289A (en) * | 1989-01-09 | 1990-07-12 | Boc Group, Inc., The | Intrauterine catheter |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5436083A (en) * | 1977-08-24 | 1979-03-16 | Toho Beslon Co | Medical catheter |
| JPS5918051A (ja) * | 1982-07-20 | 1984-01-30 | Japan Electronic Control Syst Co Ltd | 自動車のリアワイパ駆動制御装置 |
-
1984
- 1984-05-28 JP JP10659684A patent/JPS60249934A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS60249934A (ja) | 1985-12-10 |
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