CN103354753A - 医疗用导丝 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种医疗用导丝，其具有被安装在由拉伸强度2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成的芯线（10）的远位端侧小径部（11）上的盘簧（20），盘簧（20）具有前端侧小径部（21）、第一锥形部（22）、中径部（23）、第二锥形部（24）和后端侧大径部（25），由前端侧小径部（21）、第一锥形部（22）、中径部（23）和第二锥形部（24）构成了密卷部分（201），由后端侧大径部（25）构成了疏卷部分（202），前端侧小径部（21）的前端部分、第二锥形部（24）的后端部分及后端侧大径部（25）的后端部分被固定在芯线（10）的远位端侧小径部（11）的外周上。该导丝连狭窄部位也能够穿插，抗弯刚度高，压入性、扭矩传递性、形状稳定性也好。

Description

医疗用导丝
技术领域
本发明涉及在芯线的远位端侧小径部的外周安装有盘簧的医疗用导丝。
背景技术
用于将导管等的医疗器械引导至血管等的体腔内的规定位置的导丝要求远位端部的可挠性。
由此，公知如下的导丝，其使芯线的远位端部的外径比近位端部的外径小，并且在芯线的远位端部（远位端侧小径部）的外周安装盘簧，来实现远位端部的可挠性的提高（例如，参照专利文献1）。
为了将盘簧安装在芯线的远位端侧小径部的外周，通常，通过焊料分别将盘簧的前端部及后端部固定在芯线上。
最近，期望实现对患者的微创性并实现医疗器械的小型化。
随之带来了对导丝的细径化的要求，本发明人研发了具有比以往的导丝（外径为0.014英寸）更细的外径（0.010英寸）的导丝。
若采用0.010英寸的导丝，则能够对导管等的医疗用具的小型化带来巨大的贡献。
而且，根据该导丝，例如，进入CTO（慢性完全闭塞）病变中的微通道时的操作性也有某种程度地变得良好。
但是，细径的导丝的抗弯刚度（耐扭折性）低，压入性也差。
从这样的情况出发，本发明人提出并研发了一种导丝，其在芯线的远位端侧小径部的外周安装有盘簧，其中，盘簧的前端侧的线圈外径为0.010英寸，盘簧的后端侧的线圈外径及芯线的近位端部的外径都为0.014英寸（参照专利文献2）。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本特开2003-299739号公报
专利文献2:日本专利第4354525号公报
发明内容
发明要解决的课题
在CTO病变中的微通道上，存在比0.010英寸小的孔径的部位，为了在这样的微通道内穿插，需要导丝（盘簧的线圈外径）进一步小径化。
另一方面，在构成导丝的盘簧中，在前端侧和后端侧的线圈外径不同的情况下，存在如下问题，即，在穿插微通道等的狭窄部位时，在线圈径变化的部分发生应力集中，该部分容易发生扭折。另外，具有线圈外径大幅度变化的盘簧的导丝不能说具有良好的压入性。
另外，导丝要求具有良好的扭矩传递性（在近位端侧的旋转扭矩被良好地传递到远位端侧）。若扭矩传递性不充分，则在血管分支选择中，向作为目标的血管前进变得困难，损害***作业性。
但是，细径的导丝、具有线圈外径大幅度变化的盘簧的导丝存在扭矩传递性变差的倾向。
另外，导丝要求即使在通过迂回曲折的血管内并弯曲时，也难以发生永久变形（形状保持性）。在手工操作中发生永久变形时，通过手边操作进行的旋转，会发生起伏等，在之后的血管内的操作变得困难。
本发明是鉴于以上情况而做出的。
本发明的第一目的是提供一种医疗用导丝，在连以往的导丝所不能穿插的孔径小的狭窄部位也能够穿插，抗弯刚度（耐扭折性）高，压入性也好。
本发明的第二目的是提供一种医疗用导丝，其具有良好的扭矩传递性，即使通过迂回曲折的血管内，也难以发生永久变形，形状保持性优良。
用于解决课题的技术方案
（1）本发明的医疗用导丝，其特征在于，具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，至少在前端部及后端部被固定在所述芯线上，
在使固定有所述盘簧的所述芯线的远位端侧小径部沿着直径为3mm的杆的外周卷绕一圈的状态下，使150gf的拉伸载荷作用10秒后，由卷绕所产生的前端部分的翘曲角度小于25°。
（2）在本发明的医疗用导丝中，优选具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有外径为0.012英寸以上的近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，并由具有线圈线径的1.1～2.0倍的线圈间距的密卷部分和与所述密卷部分连续且具有大于线圈线径的2.0倍的线圈间距的粗卷部分构成，
所述盘簧具有：
前端侧小径部，其具有0.008英寸以下的线圈外径；
中径部，其具有比所述前端侧小径部的线圈外径大的线圈外径；
后端侧大径部，其为0.012英寸以上并具有比所述中径部的线圈外径大的线圈外径；
第一锥形部，其位于所述前端侧小径部和所述中径部之间；
第二锥形部，其位于所述中径部和所述后端侧大径部之间，
由所述前端侧小径部、所述第一锥形部、所述中径部和所述第二锥形部构成了长度为5.5～110mm的所述密卷部分，并且由所述后端侧大径部构成了所述疏卷部分，
所述前端侧小径部的前端部分、第二锥形部的后端部分及所述后端侧大径部的后端部分通过焊料被固定在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，
在使固定有所述盘簧的所述芯线的远位端侧小径部沿着直径为3mm的杆的外周卷绕一圈的状态下，使150gf的拉伸载荷作用10秒之后，由卷绕所产生的前端部分的翘曲角度[以下也称为“弯曲习惯角度（曲げ癖角度）（θ）”）]小于25°。
根据这样的医疗用导丝，构成它的盘簧具有线圈外径为0.008英寸以下的前端侧小径部，从而在连以往的导丝所不能穿插的孔径小的狭窄部位也能够穿插，能够进行使用以往的导丝所不能进行的狭窄区域（例如，CTO病变中的孔径250μm以下的微通道）的治疗。
另外，该盘簧具有线圈外径为0.012英寸以上的后端侧大径部，并且前端侧小径部、中径部、后端侧大径部和线圈外径阶段性地变化，从而具有该盘簧的导丝的抗弯刚度高，压入性也好。
另外，前端侧小径部的前端部分、第二锥形部的后端部分及后端侧大径部的后端部分通过焊料被固定在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，由此，能够可靠地将盘簧固定在芯线的远位端侧小径部，并且前端侧小径部（除了前端部分）、第一锥形部、中径部及第二锥形部（除了后端部分）未通过焊料被固定在芯线的远位端侧小径部的外周上，从而能够充分地确保盘簧的前端区域即密卷部分中的柔软性，并且在该区域中还能够进行修整。
另外，由于由前端侧小径部、第一锥形部、中径部及第二锥形部构成了盘簧的密卷部分，所以在盘簧的前端区域即密卷部分能够显现良好的造影性（可见性）。
另外，将盘簧***狭窄部位时的阻力因线圈外径不同而不同，从而能够通过***阻力伴随线圈外径的阶段性变化而变化（触觉）把握盘簧向狭窄部位的***长度。
另外，由拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢构成芯线，并且作为导丝的弯曲习惯角度（θ）小于25°，由此，该医疗用导丝具有良好的扭矩传递性，在通过迂回曲折的血管内时，也难以发生永久变形，形状保持性（例如，修整形状的保持性）优良。
（3）在本发明的医疗用导丝中，优选所述芯线的近位端侧大径部的外径为0.014英寸以上，所述盘簧的前端侧小径部的线圈外径为0.008英寸以下，所述中径部的线圈外径为0.009～0.011英寸，所述后端侧大径部的线圈外径为0.014英寸以上。
（4）另外，在该医疗用导丝中，优选所述前端侧小径部的线圈外径相对于所述中径部的线圈外径之比为0.5～0.9，所述第一锥形部的长度为0.5～10mm，所述后端侧大径部的线圈外径相对于所述中径部的线圈外径之比为1.1～2.3，所述第二锥形部的长度为0.5～10mm。
（5）在本发明的医疗用导丝中，优选所述前端侧小径部的前端部分通过含金焊料被固定在所述芯线上，由含金焊料所形成的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
这里，“含金焊料”包括Au-Sn类焊料、Au-Ge类焊料、Au-Si类焊料、Au-In类焊料、Au-Sb类焊料等的Au合金焊料及Au焊料。
另外，“前端硬直部分”是指因浸透到线圈内部的焊料而不能自由弯曲的盘簧（导丝）的前端部分，在通过焊料形成前端尖部的情况下，该前端尖部也成为前端硬直部分的一部分。
另外，“前端硬直部分的长度”是指从导丝的前端到浸透到线圈内部的焊料的后端之间的、导丝的轴向的长度。
作为用于将前端侧小径部的前端部分（盘簧的前端部）固定在芯线上的焊料使用含金焊料，由此，不管前端硬直部分的长度是否为0.1～0.5mm这样短（焊料的固定区域窄），都能够得到盘簧对芯线的固定强度充分高（比芯线的远位端侧小径部的断裂强度高）的结构，即使对***盘簧的状态的芯线作用拉伸力，芯线也不会被拔出。
而且，由于前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm这样短，所以能够缩短修整长度（前端的弯折长度）（作成0.7mm以下），其结果，在进行微通道内的操作时，能够充分地降低摩擦阻力。
（6）另外，在该医疗用导丝中，优选在所述盘簧的前端侧小径部，含金焊料从前端起在与1～4个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
这里，例如，从前端起在与3个间距相当的范围内浸透到线圈内部是指，浸透到线圈内部的焊料的后端位于从前端起与第三圈的线圈接触、且与第四圈的线圈不接触的位置的情况。
（7）在本发明的医疗用导丝中，优选在所述盘簧的内部填充有树脂，并且在所述盘簧的外周形成有所述树脂的树脂层，在所述树脂层的表面上层叠地形成亲水性树脂层，在所述芯线的表面上形成有疏水性树脂层。
通过在盘簧的内部填充树脂，尤其提高了芯线和盘簧的一体性，由此，能够进一步提高导丝的扭矩传递性、操作性。
另外，隔着与填充到盘簧内部的材料相同的树脂的树脂层，在盘簧的外周层叠地形成亲水性树脂层，从而亲水性树脂层能够被可靠地固定，稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
另外，通过在芯线的表面上形成疏水性树脂层，能够防止患者的血液与构成芯线的金属接触而引起过敏，另外，通过疏水性树脂层能够可靠地防止血液的附着等。另外，还能够显现相对于其他医疗器械的润滑性。
（8）在本发明的医疗用导丝中，优选具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，至少在前端部及后端部被固定在所述芯线上，
其中，
所述芯线的近位端侧大径部的外径及所述盘簧的线圈外径都为0.012英寸以下，
所述盘簧的前端部通过含金焊料被固定在所述芯线上，
由含金焊料产生的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm，
弯曲习惯角度（θ）小于25°。
（9）在本发明的医疗用导丝中，优选具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，并具有前端侧小径部、线圈外径比所述前端侧小径部大的后端侧大径部、和位于所述前端侧小径部和所述后端侧大径部之间的锥形部，至少在前端部及后端部被固定在所述芯线上，
其中，
所述盘簧的前端侧小径部的长度为5～100mm，线圈外径为0.012英寸以下，
所述盘簧的前端部通过含金焊料被固定在所述芯线上，
由含金焊料产生的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm，
弯曲习惯角度（θ）小于25°。
发明的效果
根据本发明的医疗用导丝，在连以往的导丝所不能穿插的孔径小的狭窄部位也能够穿插。
本发明的医疗用导丝的抗弯刚度（耐扭折性）高，压入性也好。
本发明的医疗用导丝具有良好的扭矩传递性，在血管分支选择中，容易向成为目标的血管前进的***作业性优良。
本发明的医疗用导丝即使弯曲也难以发生永久变形，形状保持性优良。
附图说明
图1是表示本发明的导丝的第一实施方式的局部剖切的侧视图。
图2是表示本发明的导丝的第一实施方式的局部剖切的侧视图（用于说明尺寸的图）。
图3是图1的局部放大图，图3（A）是A部分详细图，图3（B）是B部分详细图，图3（C）是C部分详细图，（D）是D部分详细图。
图4是表示对导丝的前端部进行了修整的状态的侧视图。
图5是导丝的弯曲习惯角度（θ）的测定方法的说明图。
图6是表示本发明的导丝的第二实施方式的局部剖切侧视图。
图7是表示本发明的导丝的第二实施方式的局部剖切侧视图（用于说明尺寸的图）。
图8是图6的局部放大图，图8（A）是A部分详细图，图8（B）是B部分详细图，图8（C）是C部分详细图。
图9是表示本发明的导丝的第三实施方式的局部剖切侧视图。
图10是表示本发明的导丝的第三实施方式的局部剖切侧视图（用于说明尺寸的图）。
图11是图9的局部放大图，图11（A）是A部分详细图，图11（B）是B部分详细图，图11（C）是C部分详细图。
图12是表示用于对导丝的扭矩传递性进行试验的模拟装置的说明图。
图13是表示导丝的扭矩传递性的线图。
具体实施方式
＜第一实施方式＞
图1～图3所示的本实施方式的医疗用导丝是如下的医疗用导丝，其具有芯线10和盘簧20，所述芯线10由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有外径为0.012英寸以上的近位端侧大径部13、外径比近位端侧大径部13小的远位端侧小径部11、位于近位端侧大径部13和远位端侧小径部11之间的锥形部12，所述盘簧20由沿轴向安装在芯线10的远位端侧小径部11的外周上并具有线圈线径的1.1～2.0倍的线圈间距的密卷部分201、和与密卷部分201连续并具有超过线圈线径的2.0倍的线圈间距的粗卷部分202构成。盘簧20具有：具有0.008英寸以下的线圈外径（D21）的前端侧小径部21；具有比前端侧小径部21的线圈外径（D21）大的线圈外径（D23）的中径部23；具有0.012英寸以上且比中径部23的线圈外径（D23）大的线圈外径（D25）的后端侧大径部25；位于前端侧小径部21和中径部23之间的第一锥形部22；位于中径部23和后端侧大径部25之间的第二锥形部24。通过前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23和第二锥形部24构成了长度（L21+L22+L23+L24）为5.5～110mm的密卷部分201，并且通过后端侧大径部25构成了疏卷部分202，前端侧小径部21的前端部分、第二锥形部24的后端部分及后端侧大径部25的后端部分分别通过Au-Sn类焊料31、Au-Sn类焊料32及Ag-Sn类焊料33被固定在芯线10的远位端侧小径部11的外周，在将固定有盘簧20的芯线10的远位端侧小径部11沿直径3mm的杆的外周卷绕一圈的状态下，使150gf的拉伸载荷作用10秒时，由卷绕产生的前端部分的翘曲角度（永久变形即弯曲习惯角度（θ））小于25°。
本实施方式的导丝具有芯线10和盘簧20。
芯线10具有向近位方向扩径地被锥形加工而成的远位端侧小径部11、向近位方向扩径的锥形部12和近位端侧大径部13。
远位端侧小径部11、锥形部12及近位端侧大径部13由同一线材（例如圆棒部件）一体地构成。
锥形部12及近位端侧大径部13的横截面为大致圆形。
远位端侧小径部11的近位端侧的横截面为大致圆形，但远位端侧小径部11的远位端侧也可以通过压缩线材而成为板状，该情况下的横截面为大致矩形。
芯线10由拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢（例如SUS304、SUS316）构成。
由于拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢的弹性极限也高，在将其作为芯线的本实施方式的导丝中，难以发生由弯曲导致的永久变形。
芯线10能够如下地制造，即，对奥氏体不锈钢的线材实施拉丝加工，作成具有规定线径、强度的线材，然后实施了平直矫正之后，切断成规定长度而作成棒材，然后，在温度300～500℃、时间0.5～4小时的处理条件下实施时效处理。
这里，“时效处理”是以除去（减少）成为远位端侧小径部11的部分中的残留应力来防止远位端侧的起伏等为目的而实施的。
在时效处理温度小于300℃或大于500℃的情况下，得到具有2600MPa以上的拉伸强度的芯线10以及得到具有小于25°的弯曲习惯角度（θ）的导丝变得困难。
另外，时效处理时间小于0.5小时，就不能充分地除去残留应力。另一方面，即使进行超过4小时的处理，也不能获得与时间相应的效果。
在芯线10的外周面上形成有未图示的疏水性树脂层。
作为构成疏水性树脂层的树脂，采用作为医用使用的树脂，都可以使用具有疏水性的材料，作为优选的树脂可以列举PTFE等的氟类树脂。
图2所示的导丝的全长（L1）为例如1500～3000mm，作为优选的一例可以例示1780mm。
芯线10的近位端侧大径部13的外径（D1）为0.012英寸（0.305mm）以上，优选为0.014英寸（0.356mm）以上，作为优选的一例可以例示0.014英寸。
作为远位端侧小径部11的最大外径只要比盘簧20的内径小即可，没有特别限定，但优选为近位端侧大径部13的外径（D1）的1/5～3/5左右。
远位端侧小径部11也可以朝向前端侧连续地缩径，也可以阶段性地缩径。
构成导丝的盘簧20由1根线材构成，并沿轴向被安装在芯线10的远位端侧小径部11的外周。
构成盘簧20的线材的外径（线圈线径）没有特别限定，但优选为30～90μm，作为优选的一例可以列举50μm。
作为盘簧20的材质可以列举白金、白金合金（例如Pt/W=92/8）、金、金-铜合金、钨、钽等的对X射线的造影性良好的材质（X射线不透射物质）。
盘簧20由前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23、第二锥形部24和后端侧大径部25构成。
前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23及第二锥形部24构成了盘簧20的密卷部分201。盘簧20的密卷部分201（前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23及第二锥形部24）及后述的前端尖部成为X射线不透射区域。
后端侧大径部25构成了盘簧20的疏卷部分202。
前端侧的密卷部分201中的线圈间距为线圈线径的1.1～2.0倍，作为优选的一例可以列举1.5倍。
在线圈间距小于线圈线径的1.1倍的情况下，损坏该区域的柔软性。另一方面，在线圈间距超过线圈线径的2.0倍的情况下，在该区域中不能显现良好的造影性。
后端侧的疏卷部分202中的线圈间距大于线圈线径的2.0倍，作为优选的一例可以列举3.0倍。
像这样，在前端侧和后端侧，通过使线圈间距变化，在前端区域即密卷部分201中，能够显现良好的造影性（可见性）。
在遍及盘簧整个区域中采用同一间距的情况下，由于X射线不透射区域变长，所以导致可见性降低。
在图2中，盘簧20的长度（L2）为例如30～800mm，优选为100～200mm，作为优选的一例可以列举165mm。
前端侧小径部21的长度（L21）为0.5～100mm，优选为3～15mm，作为优选的一例可以列举8.5mm。
第一锥形部22的长度（L22）优选为0.5～10mm，作为优选的一例可以列举1.5mm。
中径部23的长度（L23）为0.5～150mm，优选为10～50mm，作为优选的一例可以列举28.5mm。
第二锥形部24的长度（L24）优选为0.5～10mm，作为优选的一例可以列举1.5mm。
后端侧大径部25的长度（L25）为例如85～154.5mm，作为优选的一例可以列举125mm。
盘簧20的密卷部分201中的长度即从前端侧小径部21的前端到第二锥形部24的后端之间的长度（L21+L22+L23+L24）通常为5.5～110mm，优选为10.5～80mm，作为优选的一例可以列举40.0mm（8.5mm+1.5mm+28.5mm+1.5mm）。
该长度（L21+L22+L23+L24）为5.5mm以上，由此，对几乎所有的微通道，能够穿插（贯穿）从前端侧小径部21的前端到第二锥形部24的后端的密卷部分201。
另外，该长度（L21+L22+L23+L24）为110mm以下，由此，能够充分确保有助于提高抗弯刚度及压入性的后端侧大径部25的长度（L25）。
从导丝的前端到盘簧20的后端的长度（L3+L2）为例如30～800mm，作为优选的一例可以列举165.2mm（0.2mm+165mm）。
从导丝的前端到第二锥形部24的后端的长度（L3+L21+L22+L23+L24）为例如10～50mm，作为优选的一例可以列举40.2mm（0.2mm+8.5mm+1.5mm+28.5mm+1.5mm）。
盘簧20的前端侧小径部21中的线圈外径（D21）通常为0.008英寸（0.203mm）以下，作为优选的一例可以列举0.0078英寸。前端侧小径部21的线圈外径（D21）为0.008英寸以下，由此，在以往的导丝中，即使在不能穿插的孔径小的狭窄部位，也能够穿插，也能够进行在使用以往的导丝时不能实施的狭窄的区域（例如，CTO病变中的孔径250μm以下的微通道）的治疗。
盘簧20的中径部23中的线圈外径（D23）比前端侧小径部21中的线圈外径（D21）大，优选为0.009～0.011英寸（0.229～0.279mm），作为优选的一例可以列举0.010英寸（0.254mm）。
在前端侧小径部21和后端侧大径部25之间存在中径部23，由此，前端侧小径部21、中径部23、后端侧大径部25和线圈外径阶段性地变化，不存在线圈外径急剧变化的部分（容易扭折的部分）。
盘簧20的后端侧大径部25中的线圈外径（D25）比中径部23中的线圈外径（D23）大，通常为0.012英寸以上，优选为0.014英寸（0.356mm）以上，作为优选的一例可以列举0.014英寸。
后端侧大径部25的线圈外径（D25）为0.012英寸以上，并且，前端侧小径部21、中径部23、后端侧大径部25和线圈外径阶段性地变化，由此，具有这样的盘簧20的本实施方式的导丝的抗弯刚度高，压入性也好。
在盘簧20中，前端侧小径部21的线圈外径相对于中径部23的线圈外径之比（D21/D23）为0.5～0.9，第一锥形部22的长度（L22）优选为0.5～10mm。
在线圈外径之比（D21/D23）小于0.5的情况下，和/或在第一锥形部22的长度小于0.5mm的情况下，存在导丝的抗弯刚度降低，在第一锥形部22附近发生扭折，或损害压入性的问题。
另一方面，在该比（D21/D23）大于0.9的情况下、和/或在第一锥形部22的长度大于10mm的情况下，存在不能够充分地实现前端侧小径部21的小径化的问题。
线圈外径的比（D21/D23）的作为优选的一例可以列举0.78（0.0078英寸/0.010英寸）。
另外，在盘簧20中，后端侧大径部25的线圈外径相对于中径部23的线圈外径之比（D25/D23）为1.1～2.3，第二锥形部24的长度（L24）优选为0.5～10mm。
在后端侧大径部25的线圈外径相对于中径部23的线圈外径之比（D25/D23）大于2.3的情况下、和/或第二锥形部24的长度小于0.5mm的情况下，存在导丝的抗弯刚度降低，在第二锥形部24附近发生扭折，或损害压入性的问题。
另一方面，在该比（D21/D23）小于1.1的情况下、和/或在第二锥形部24的长度大于10mm的情况下，不能充分地实现中径部23及前端侧小径部21的小径化。
线圈外径的比（D25/D23）的作为优选的一例可以列举1.4（0.014英寸/0.010英寸）。
本实施方式的导丝的盘簧20的前端侧小径部21的前端部分、第二锥形部24的后端部分及后端侧大径部25的后端部分，分别通过焊料被固定在芯线10的远位端侧小径部11的外周。
如图1及图3（A）所示，盘簧20的前端部即前端侧小径部21的前端部分通过Au-Sn类焊料31被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料31浸透到盘簧20的前端部（前端侧小径部21的前端部分）的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20的前端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
如图3（A）所示，Au-Sn类焊料31在与盘簧20的3个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
另外，在盘簧20的前端部，通过未浸透到盘簧20的内部的Au-Sn类焊料31，形成了大致半球状的前端尖部。
由此，在本实施方式的导丝的前端部，形成有由Au-Sn类焊料31所形成的前端硬直部分〔因浸透到线圈内部的Au-Sn类31焊料而不能自由弯曲的盘簧20（前端侧小径部21）的前端部分、和由Au-Sn类焊料31形成的前端尖部，由这两部分所形成的硬直部分〕。
该前端硬直部分的长度（从导丝的前端到浸透到线圈内部的Au-Sn类焊料31的后端的长度）（L4）为0.1～0.5mm，优选为0.3～0.4mm。
前端硬直部分的长度为0.1mm以上，由此，能够充分地确保盘簧20对芯线10的固定力。
另外，前端硬直部分的长度为0.5mm以下，由此，能够使修整长度（后述的外侧长度（L52））为0.7mm以下。
在本实施方式的导丝中，为了使前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm，优选Au-Sn类焊料在与盘簧的1～4个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
本实施方式的导丝所使用的Au-Sn类焊料例如由Au75～80质量%和Sn25～20质量%的合金构成。
使用Au-Sn类焊料固定不锈钢和白金（合金），由此，与通过通常使用的Ag-Sn类焊料固定的情况相比，得到2.5倍左右的固定力（拉伸强度）。
由此，在前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm这样短的情况下（焊料的浸透范围是线圈间距的1～3倍的情况），也能够充分地提高盘簧20对芯线10的固定强度，具体来说，能够进一步提高芯线10的远位端侧小径部11的拉伸断裂强度。由此，即使在盘簧20和芯线10之间作用拉伸力，也能够防止芯线10被拔出。
另外，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，造影性更好。
而且，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，对血液及体液的耐腐蚀性也更好。
此外，通过使用其他含金的焊料代替Au-Sn类焊料，也能够发挥与使用Au-Sn类焊料的情况相同的效果。
作为Au-Sn类焊料以外的含金焊料，可以列举Au-Ge类焊料、Au-Si类焊料、Au-In类焊料、Au-Sb类焊料等的Au合金焊料及Au焊料。
如图1及图3（B）所示，盘簧20的第一锥形部22和中径部23之间的边界部分没有通过焊料被固定在芯线10上。
由此，在从前端侧小径部21（除了前端部分）到第二锥形部24（除了后端部分）的区域（盘簧的前端区域）中，不存在因焊料所形成的硬直部分，从而能够充分地确保该区域中的导丝的柔软性。
如图1及图3（C）所示，盘簧20的第二锥形部24的后端部分通过Au-Sn类焊料32被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料32浸透到第二锥形部24的后端部分的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，第二锥形部24的后端部分被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
如图1及图3（D）所示，盘簧20的后端部即后端侧大径部25的后端部分通过Ag-Sn类焊料33被固定在芯线10上。
即，Ag-Sn类焊料33浸透到盘簧20的后端部（后端侧大径部25的后端部分）的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20的后端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
在芯线10的远位端侧小径部11中，盘簧20的后端侧大径部25所固定的部分的外径比盘簧20的前端侧小径部21所固定的部分（远位端）的外径大（相对来说，固定面积大），从而能够使用固定力比Au-Sn类焊料小的Ag-Sn类焊料。
如图1～图3所示，本实施方式的导丝是在盘簧20的内部（焊料未浸透的内部）填充硬化树脂40的同时，通过该硬化树脂40的树脂层40A覆盖盘簧20的外周及前端尖部而形成的。
而且，在该树脂层40A的表面上层叠地形成有亲水性树脂层50。
通过向盘簧20的内部填充硬化树脂40，尤其提高芯线10和盘簧20的一体性（连动性）。由此，能够进一步提高导丝的扭矩传递性，从芯线10的近位端侧大径部13传递的旋转扭矩可靠地被传递到与远位端侧小径部11成为一体的盘簧20的远位端。
另外，由于隔着树脂层40A（下涂层）在盘簧20的外周形成有亲水性树脂层50，所以该亲水性树脂层50能够被牢固地固定，稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
这里，作为被填充到盘簧20的内部、且构成覆盖盘簧20的外周的树脂层40A的硬化树脂40，优选使用对盘簧20及亲水性树脂双方来说都具有良好的粘接性的材料，具体来说，可以例示聚氨酯丙烯酸酯树脂、聚氨酯树脂、有机硅树脂、环氧树脂、丙烯酸树脂、尼龙树脂等的光硬化性树脂或热硬化性树脂的硬化物等。
作为覆盖盘簧20的外周及前端尖部的树脂层40A的膜厚，例如采用1～100μm，优选为3～10μm。
作为构成了层叠形成在树脂层40A的表面上的亲水性树脂层50的树脂，可以使用所有医疗用具领域所使用的材料。
作为亲水性树脂层50的膜厚，例如采用1～30μm，优选为3～19μm。
作为硬化树脂40的填充、树脂层40A的形成方法以及亲水性树脂50的层叠形成方法，例如可以列举如下方法，即，通过将安装在芯线10上的盘簧20浸渍于硬化性树脂，将硬化性树脂填充在盘簧20的内部，并且在盘簧20的表面上形成树脂层，通过使其热硬化或光硬化而作成硬化树脂40（树脂层40A），然后，在树脂层40A的表面上通过适宜的方法涂布亲水性树脂。
根据本实施方式的导丝，构成它的盘簧20具有线圈外径（D21）为0.008英寸以下的前端侧小径部21，从而也能够穿插以往的导丝所不能穿插的孔径小的狭窄部位，能够进行使用以往的导丝所不能进行的狭窄区域（例如，CTO病变中的孔径250μm以下的微通道）的治疗。
另外，盘簧20具有线圈外径（D25）为0.012英寸以上的后端侧大径部，并且前端侧小径部21、中径部23、后端侧大径部25的线圈外径阶段性地变化（线圈外径非急剧地变化），由此，具有这样的盘簧20的本实施方式的导丝的抗弯刚度高，压入性及扭矩传递性也好。
另外，在盘簧20中，前端侧小径部21的线圈外径相对于中径部23的线圈外径之比（D21/D23）为0.5～0.9，第一锥形部22的长度（L22）为0.5～10mm，并且后端侧大径部25的线圈外径相对于中径部23的线圈外径之比（D25/D23）为1.1～2.3，第二锥形部24的长度（L24）为0.5～10mm，由此，能够平衡性好地显现前端侧小径部21的小径化（能够治疗的病症的扩大）以及抗弯刚度、压入性、扭矩传递性的提高效果。
另外，由前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23及第二锥形部24构成了盘簧20的密卷部分201，从而在盘簧20的前端区域即密卷部分201中能够显现良好的造影性（可见性）。
另外，导丝向狭窄部位的***阻力因盘簧20的线圈外径的不同而不同，从而操作者能够基于***阻力伴随线圈外径的变化而变化（触觉）来把握本实施方式的导丝向狭窄部位的***长度。
另外，由于在盘簧20的内部填充有硬化树脂40，所以能够提高芯线10和盘簧20的一体性（连动性），从而能够进一步提高导丝的扭矩传递性、操作性。
另外，隔着硬化树脂40的树脂层40A，在盘簧20的外周层叠地形成亲水性树脂层50，从而能够稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
另外，作为用于将盘簧20的前端部（前端侧小径部21的前端部分）固定在芯线10上的焊料使用了Au-Sn类焊料，从而不管前端硬直部分的长度是否为0.1～0.5mm这样短，盘簧对芯线（远位端侧小径部11）的固定强度都充分高，即使在盘簧20和芯线10之间作用拉伸力，芯线10也不会被拔出。
而且，由于前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm这样短，所以能够缩短修整长度，其结果，在进行微通道内的操作时，能够充分地降低摩擦阻力。另外，还能够进行使用以往的导丝所不能进行的狭窄区域的治疗。
图4（A）表示在与盘簧的前端侧小径部（线圈线径50μm、线圈间距75μm、线圈外径0.0078英寸）的2个间距相当的范围内，对Au-Sn类焊料浸透而成的本实施方式的导丝的前端部进行了修整的状态。该导丝的前端硬直部分的长度为0.25mm，修整长度的内侧长度（L51）为0.35mm，外侧长度（L52）为0.40mm。
图4（B）表示在与盘簧的前端部（线圈线径50μm、线圈间距75μm、线圈外径0.010英寸）的6个间距相当的范围内，对Ag-Sn类焊料浸透而成的导丝的前端部进行了修整的状态。该导丝的前端硬直部分的长度为0.60mm，修整长度的内侧长度（L51）为0.70mm，外侧长度（L52）为0.75mm。
本实施方式的导丝的弯曲习惯角度（θ）小于25°，优选小于10°。
这里，“弯曲习惯角度（θ）”如下所述地被测定。即，如图5（1）所示，用卡盘C固定导丝G的前端（具体来说，从包含前端尖部在内的前端起2mm左右的部分），将从该导丝G的前端起约5mm的位置至从前端起14.5mm的位置之间（长度≒9.5mm≒3.14×3mm）的部分沿着直径3mm的杆R的外周卷绕一圈后垂下，在其后端（下端）安装150g的配重W来施加拉伸载荷。经过10秒之后，取下配重W，对从卡盘C及杆R释放的导丝G，如图5（2）所示，将卷绕所产生的前端部分的翘曲角度（卷绕部位的前后的切线所成的角度）作为弯曲习惯角度（θ）。该弯曲习惯角度（θ）越小，越难引起永久变形。
由于弯曲习惯角度（θ）小于25°的本实施方式的导丝即使弯曲也难以发生永久变形，形状保持性优良，所以通过冠状动脉这样的迂回曲折的血管内时的操作性优良。
此外，这样的优良的形状保持性（弯曲时引起永久变形的难易度）大幅度地有助于芯线10的构成材料所具有的高的拉伸强度（2600～3000MPa）。
根据本实施方式的导丝，还能够穿插以往的导丝所不能穿插的孔径小的微通道等的狭窄部位。
本实施方式的导丝的抗弯刚度（耐扭折性）高，压入性也良好，具有良好的扭矩传递性（手边的力矩容易传递到前端），从而在血管分支选择中，容易向成为目标的血管前进，操作性优良。
另外，本实施方式的导丝即使通过迂回曲折的血管内时弯曲，也难以发生永久变形，形状保持性良好。
＜第二实施方式＞
图6所示的导丝具有芯线10和盘簧20B。
芯线10具有向近位方向扩径地被锥形加工的远位端侧小径部11、向近位方向扩径的锥形部12、近位端侧大径部13。
远位端侧小径部11、锥形部12及近位端侧大径部13由同一线材（例如，圆棒部件）一体地构成。
锥形部12及近位端侧大径部13的横截面为大致圆形。
远位端侧小径部11的近位端侧的横截面为大致圆形，但远位端侧小径部11的远位端侧也可以压缩线材而成板状，该情况下的横截面为大致矩形。
芯线10由拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢（例如SUS304、SUS316）构成。
拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢的弹性极限也高，从而在将其作为芯线的本实施方式的导丝中，难以发生因弯曲导致的永久变形。
另外，在芯线10的外周面上形成了疏水性树脂层。
作为构成疏水性树脂层的树脂，采用医用的树脂，能够使用全部具有疏水性的材料，作为优选的树脂可以列举PTFE等的氟类树脂。
如图7所示，导丝1的全长（L1）为例如1500～3000mm，作为优选的一例可以列举1780mm。
另外，近位端侧大径部13的外径（D1）通常为0.012英寸（0.305mm）以下，优选为0.010英寸（0.254mm）以下，更优选为0.006～0.010英寸，作为优选的一例可以列举0.010英寸。
近位端侧大径部13的外径（D1）为0.012英寸以下，由此，有助于与本发明的导丝一起使用的导管等的医疗器械的小型化，进而有助于微创性。
作为远位端侧小径部11的最大外径，只要比盘簧20B的内径小即可，没有特别限定，但采用近位端侧大径部13的外径（D1）的1/5～3/5左右。
构成导丝1的盘簧20B沿轴向被安装在芯线10的远位端侧小径部11的外周。
盘簧20B由1根线材构成，并由线圈间距为线圈线径的1.0～1.8倍的前端侧密卷部21B和线圈间距大于线圈线径的1.8倍的后端侧疏卷部22B构成，通过前端侧密卷部21B及后述的前端尖部构成了X射线不透射区域。
前端侧密卷部21B中的线圈间距为线圈线径的1.0～1.8倍，作为优选的一例可以列举1.0倍。
后端侧疏卷部22B中的线圈间距为线圈线径的1.8～2.5倍，作为优选的一例可以列举2.0倍。
像这样，在前端侧和后端侧，通过使线圈间距变化，能够在前端侧密卷部21B显现良好的造影性（可见性）。
在遍及盘簧全部区域中采用同一间距的情况下，X射线不透射区域变长，从而导致可见性降低。
在图7中，盘簧20B的长度（L2）为例如30～800mm，作为优选的一例可以列举115mm。
前端侧密卷部21B的长度（L21）为例如10～50mm，作为优选的一例可以列举30mm。
后端侧疏卷部22B的长度（L22）为例如20～750mm，作为优选的一例可以列举85mm。
从导丝1的前端到盘簧20B的后端的长度（L3+L2）为例如30～800mm，作为优选的一例可以列举115.2mm。
从导丝1的前端到前端侧密卷部21B的后端的长度（L3+L21）为例如10～50mm，作为优选的一例可以列举30.2mm。
盘簧20B的线圈外径（D2）通常为0.012英寸（0.305mm）以下，优选为0.010英寸（0.254mm）以下，更优选为0.006～0.010英寸，作为优选的一例可以列举0.010英寸。
芯线10的近位端侧大径部13的外径（D1）为0.012英寸以下，并且盘簧20B的线圈外径（D2）也为0.012英寸以下，由此，进入微通道时的操作性（例如，微通道中的润滑性）优良。
构成盘簧20B的线材的外径没有特别限定，但优选为30～90μm，作为优选的一例可以列举60μm。
作为盘簧20B的材质，可以列举白金、白金合金（例如Pt/W=92/8）、金、金-铜合金、钨、钽等的相对于X射线的造影性良好的材质（X射线不透射物质）。
本实施方式的导丝的盘簧20B的前端部、后端部及中间部（前端侧密卷部21B和后端侧疏卷部22B之间的边界部分）分别通过焊料被固定在芯线10的远位端侧小径部11的外周上。
如图6及图8（A）所示，盘簧20B的前端部通过Au-Sn类焊料31被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料31浸透到盘簧20B的内部，该Au-Sn类焊料31与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20B的前端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
如图8（A）所示，Au-Sn类焊料31在与盘簧20B的2个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
另外，在盘簧20B的前端部，通过未浸透到盘簧20B的内部的Au-Sn类焊料31形成了大致半球状的前端尖部。
由此，在本实施方式的导丝1的前端部形成了由Au-Sn类焊料31产生的前端硬直部分（因浸透到线圈内部的Au-Sn类焊料31而不能自由弯曲的盘簧20B的前端部分、和由Au-Sn类焊料31形成的前端尖部，由这两部分产生的硬直部分）。
该前端硬直部分的长度（从导丝1的前端到浸透到线圈内部的Au-Sn类焊料31的后端的长度）（L4）为0.3～0.4mm左右。
在本发明的导丝中，前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
在前端硬直部分的长度小于0.1mm的情况下，不能充分地确保盘簧对芯线的固定力。
另一方面，在前端硬直部分的长度大于0.5mm的情况下，修整长度（后述的外侧长度（L52））不能为0.7mm以下。
在本发明的导丝中，为了使前端硬直部分的长度成为0.1～0.5mm，优选盘簧的前端部中的线圈间距为线圈线径的1.0～1.8倍，并且Au-Sn类焊料在与盘簧的1～3个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
本发明的医疗用导丝的特征在于，作为用于将盘簧的前端部固定在芯线上的焊料，使用Au-Sn类焊料。
本发明中使用的Au-Sn类焊料例如由Au75～80质量%和Sn25～20质量%的合金构成。
使用Au-Sn类焊料固定不锈钢和白金（合金），由此，与通过Ag-Sn类焊料固定的情况相比，能够得到2.5倍左右的固定力（拉伸强度）。
由此，即使在前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm这样短的情况下（焊料的浸透范围为线圈间距的1～3倍的情况），也能够充分地提高盘簧20B对芯线10的固定强度，具体来说，能够进一步提高芯线10的远位端侧小径部11的拉伸断裂强度。由此，即使在盘簧20B和芯线10之间作用拉伸力，也能够防止芯线10被拔出。
另外，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，造影性更好。
而且，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，对血液及体液的耐腐蚀性也更好。
如图6及图8（B）所示，包含盘簧20B的前端侧密卷部21B和后端侧疏卷部22B之间的边界区域在内的中间部通过Au-Sn类焊料32被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料32浸透到盘簧20B的内部，该Au-Sn类焊料32与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20B的中间部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
前端侧密卷部21B和后端侧疏卷部22B之间的边界区域容易引起应力集中，通过固定力大的Au-Sn类焊料固定包含该边界区域在内的中间部，能够进一步提高盘簧20B的固定强度。
如图6及图8（C）所示，盘簧20B的后端部通过Ag-Sn类焊料33被固定在芯线10上。
即，Ag-Sn类焊料33浸透到盘簧20B的内部，该Ag-Sn类焊料33与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20B的后端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
在芯线10的远位端侧小径部11，盘簧20B的后端部所固定的部分的外径比盘簧20B的前端部所固定的部分（远位端）的外径大（相对来说，固定面积大），从而能够使用固定力比Au-Sn类焊料小的Ag-Sn类焊料。
如图6～图8所示，本实施方式的导丝1是在盘簧20B的内部填充了硬化树脂40，并且通过该硬化树脂40的树脂层40A覆盖盘簧20B的外周及前端尖部而形成的。
而且，在该树脂层40A的表面上层叠地形成有亲水性树脂层50。
在盘簧20B的内部填充有硬化树脂40，由此，芯线10和盘簧20B成为一体，尤其提高导丝的扭矩传递性，从芯线10的近位端侧大径部13传递的旋转扭矩被可靠地传递到与远位端侧小径部11成为一体的盘簧20B的远位端。
另外，隔着树脂层40A（下涂层）在盘簧20B的外周形成亲水性树脂层50，从而该亲水性树脂层50能够被牢固地固定，稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
这里，作为被填充在盘簧20B的内部且构成了覆盖盘簧20B的外周的树脂层40A的硬化树脂40，优选对盘簧20B及亲水性树脂双方都具有良好的粘接性的材料，具体来说，可以例示聚氨酯丙烯酸酯树脂、聚氨酯树脂、有机硅树脂、环氧树脂、丙烯酸树脂、尼龙树脂等的光硬化性树脂或热硬化性树脂的硬化物等。
作为覆盖盘簧20B的外周及前端尖部的树脂层40A的膜厚采用例如1～100μm，优选为3～10μm。
作为构成了层叠形成在树脂层40A的表面上的亲水性树脂层的树脂，可以全部使用医疗用具领域中使用的材料。
作为亲水性树脂层50的膜厚采用例如1～30μm，优选为3～19μm。
作为硬化树脂40的填充、树脂层40A的形成方法以及亲水性树脂50的层叠形成方法，例如可以列举如下方法，即，将安装在芯线10上的盘簧20B浸渍于硬化性树脂，由此，将硬化性树脂填充到盘簧20B的内部，并且在盘簧20B的表面上形成树脂层，通过使其热硬化或光硬化而作成硬化树脂40（树脂层40A），然后，在树脂层40A的表面上通过适宜的方法涂布亲水性树脂。
根据本实施方式的导丝1，作为用于将盘簧20B的前端部固定在芯线10上的焊料使用了Au-Sn类焊料，从而不管芯线10的近位端侧大径部13的外径是否为0.012英寸以下这样细、前端硬直部分的长度是否为0.3～0.4mm这样短，盘簧对芯线（远位端侧小径部11）的固定强度都充分地高，即使在盘簧20B和芯线10之间作用有拉伸力，芯线10也不会被拔出。
而且，由于前端硬直部分的长度为0.3～0.4mm这样短，所以能够缩短修整长度，其结果，在进行微通道内的操作时，能够充分地降低摩擦阻力。另外，还能够进行使用以往的导丝所不能进行的狭窄区域中的治疗。
另外，由于在盘簧20B的内部填充有硬化树脂40，所以能够使芯线10和盘簧20B成为一体，尤其能够提高导丝1的扭矩传递性、操作性。
另外，隔着硬化树脂40的树脂层40A，在盘簧20B的外周层叠形成亲水性树脂层50，从而能够稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
另外，由于盘簧20B由前端侧密卷部21B和后端侧疏卷部22B构成，所以在前端侧密卷部21B中能够显现良好的造影性（可见性）。
本实施方式的导丝的弯曲习惯角度（θ）小于25°，优选小于10°。
弯曲习惯角度（θ）小于25°的本实施方式的导丝即使弯曲也难以发生永久变形，形状保持性优良，从而通过冠状动脉这样的迂回曲折的血管内时的操作性优良。
本实施方式的导丝的抗弯刚度（耐扭折性）高，压入性也好，具有良好的扭矩传递性，从而在血管分支选择中，容易向成为目标的血管前进，操作性优良。另外，本实施方式的导丝即使在通过迂回曲折的血管内时弯曲，也难以发生永久变形，形状保持性优良。
＜第三实施方式＞
图9所示的导丝具有芯线10和盘簧20C。
芯线10具有向近位方向扩径地被锥形加工的远位端侧小径部11、向近位方向扩径的锥形部12和近位端侧大径部13。
远位端侧小径部11、锥形部12及近位端侧大径部13由同一线材（例如，圆棒部件）一体地构成。
锥形部12及近位端侧大径部13的横截面为大致圆形。
远位端侧小径部11的近位端侧的横截面为大致圆形，但远位端侧小径部11的远位端侧也可以采用压缩线材而成的板状，该情况下的横截面为大致矩形。
芯线10由拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢（例如SUS304、SUS316）构成。
拉伸强度为2600～3000MPa的高强度的奥氏体不锈钢的弹性极限也高，从而在将其作为芯线的本实施方式的导丝中，难以发生因弯曲导致的永久变形。
另外，在芯线10的外周面上形成有未图示的疏水性树脂层。
作为构成疏水性树脂层的树脂，使用医用的树脂，也可以使用全部具有疏水性的材料，作为优选的树脂可以列举PTFE等的氟类树脂。
如图10所示，导丝的全长（L1）为例如1500～3000mm，作为优选的一例可以列举1780mm。
芯线10的近位端侧大径部13的外径（D1）优选为0.014英寸（0.356mm）以上，作为优选的一例可以列举0.014英寸。
作为远位端侧小径部11的最大外径，只要比盘簧20C的内径小即可，没有特别限定，但优选为近位端侧大径部13的外径（D1）的1/5～3/5左右。
构成导丝的盘簧20C由1根线材构成，沿轴向被安装在芯线10的远位端侧小径部11的外周上。
盘簧20C由前端侧小径部21C、锥形部22C和后端侧大径部23C构成。
在本实施方式中，前端侧小径部21C及锥形部22C由前端侧密卷部分201形成，后端侧大径部23C由后端侧疏卷部分202形成。而且，由前端侧密卷部分201（前端侧小径部21C及锥形部22C）及后述的前端尖部构成了X射线不透射区域。
前端侧密卷部分201中的线圈间距为线圈线径的1.0～1.8倍，作为优选的一例可以列举1.3倍。
后端侧疏卷部分202中的线圈间距为线圈线径的1.8～3.0倍，作为优选的一例可以列举3.0倍。
像这样，在前端侧和后端侧，使线圈间距变化，由此，在前端侧密卷部分201能够显现良好的造影性（可见性）。
在遍及盘簧全部区域中采用同一间距的情况下，由于X射线不透射区域变长，所以导致可见性的降低。
在图10中，盘簧20C的长度（L2）为例如30～800mm，优选为100～200mm，作为优选的一例可以列举165mm。
前端侧小径部21C的长度（L21）为5～100mm，优选为10～70mm，作为优选的一例可以列举38.5mm。
前端侧小径部21C的长度（L21）为5mm以上，由此，对几乎所有的微通道，都能够穿插前端侧小径部21C。
前端侧小径部21C的长度（L21）为100mm以下，由此，能够充分确保有助于提高抗弯刚度、扭矩传递性的后端侧大径部23C的长度。
锥形部22C的长度（L22）为例如0.5～10mm，作为优选的一例可以列举1.5mm。
后端侧大径部23C的长度（L23）为例如85～154.5mm，作为优选的一例可以列举125mm。
从导丝的前端到盘簧20C的后端的长度（L3+L2）为例如30～800mm，作为优选的一例可以列举165.2mm。
从导丝的前端到锥形部22C的后端的长度（L3+L21+L22）为例如10～50mm，作为优选的一例可以列举40.2mm。
盘簧20C的前端侧小径部21C中的线圈外径（D21）通常为0.012英寸（0.305mm）以下，优选为0.010英寸（0.254mm）以下，更优选为0.006～0.010英寸，作为优选的一例可以列举0.010英寸。
前端侧小径部21C的线圈外径（D21）为0.012英寸以下，由此，进入微通道时的操作性（例如，微通道中的润滑性）优良。
盘簧20C的后端侧大径部23C中的线圈外径（D23）优选为0.014英寸（0.356mm）以上，作为优选的一例可以列举0.014英寸。
后端侧大径部23C的线圈外径（D23）为0.014英寸以上，由此，向导丝赋予了充分的抗弯刚度（***时的压入传递性、***后的设备的传送性能），另外，该导丝（本实施方式的导丝）的扭矩传递性也优良。
作为后端侧大径部23C和前端侧小径部21C的线圈外径的比率（D23/D21）优选为1.1～2.3，作为优选的一例可以列举1.4。
构成盘簧20C的线材的外径没有特别限定，但优选为30～90μm，作为优选的一例可以列举60μm。
作为盘簧20C的材质，可以列举白金、白金合金（例如Pt/W=92/8）、金、金-铜合金、钨、钽等的相对于X射线的造影性良好的材质（X射线不透射物质）。
本实施方式的导丝的盘簧20C的前端侧小径部21C、锥形部22C及后端侧大径部23C分别通过焊料被固定在芯线10的远位端侧小径部11的外周。
如图9及图11（A）所示，盘簧20C的前端部即前端侧小径部21C的前端部分通过Au-Sn类焊料31被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料31浸透到盘簧20C的前端部（前端侧小径部21C的前端部分）的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20C的前端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
如图11（A）所示，Au-Sn类焊料31在与盘簧20C的大致2个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
另外，在盘簧20C的前端部，通过未浸透到盘簧20C的内部的Au-Sn类焊料31形成了大致半球状的前端尖部。
由此，在本实施方式的导丝的前端部形成了由Au-Sn类焊料31产生的前端硬直部分〔因浸透到线圈内部的Au-Sn类焊料31而不能自由弯曲的盘簧20C（前端侧小径部21C）的前端部分、和由Au-Sn类焊料31形成的前端尖部，由这两部分形成的硬直部分〕。
该前端硬直部分的长度（从导丝的前端至浸透到线圈内部的Au-Sn类焊料31的后端的长度）（L4）为0.3～0.4mm左右。
在本发明的导丝中，前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
在前端硬直部分的长度小于0.1mm的情况下，不能充分确保盘簧对芯线的固定力。
另一方面，在前端硬直部分的长度大于0.5mm的情况下，修整长度（后述的外侧长度（L52））不能成为0.7mm以下。
在本发明的导丝中，为了使前端硬直部分的长度成为0.1～0.5mm，优选盘簧的前端侧小径部21C中的线圈间距为线圈线径的1.0～1.8倍，并且Au-Sn类焊料在与盘簧的1～3个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
本发明的医疗用导丝具有以下特征，作为用于将盘簧的前端侧小径部固定在芯线上的焊料，使用Au-Sn类焊料。
本发明中使用的Au-Sn类焊料例如由Au75～80质量%和Sn25～20质量%的合金构成。
通过使用Au-Sn类焊料固定不锈钢和白金（合金），与通过Ag-Sn类焊料固定的情况相比，能够获得2.5倍左右的固定力（拉伸强度）。
由此，即使在前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm这样短的情况下（焊料的浸透范围为线圈间距的1～3倍的情况），也能够充分提高盘簧20C对芯线10的固定强度，具体来说，能够进一步提高芯线10的远位端侧小径部11的拉伸断裂强度。由此，即使在盘簧20C和芯线10之间作用拉伸力，也能够防止芯线10被拔出。
另外，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，造影性优良。
而且，Au-Sn类焊料与Ag-Sn类焊料相比，对血液及体液的耐腐蚀性也好。
如图9及图11（B）所示，盘簧20C的锥形部22C的后端部分通过Au-Sn类焊料32被固定在芯线10上。
即，Au-Sn类焊料32浸透到锥形部22C的后端部分的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，锥形部22C的后端部分被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
如图9及图11（C）所示，盘簧20C的后端部即后端侧大径部23C的后端部分通过Ag-Sn类焊料33被固定在芯线10上。
即，Ag-Sn类焊料33浸透到盘簧20C的后端部（后端侧大径部23C的后端部分）的内部，并与芯线10（远位端侧小径部11）的外周接触，由此，盘簧20C的后端部被固定在芯线10（远位端侧小径部11）上。
在芯线10的远位端侧小径部11，盘簧20C的后端侧大径部23C所固定的部分的外径比盘簧20C的前端侧小径部21C所固定的部分（远位端）的外径大（相对来说，固定面积大），从而能够使用固定力比Au-Sn类焊料小的Ag-Sn类焊料。
如图9～图11所示，本实施方式的导丝是在盘簧20C的内部（焊料未浸透的内部）填充有硬化树脂40，并且通过该硬化树脂40的树脂层40A覆盖盘簧20C的外周及前端尖部而形成的。
而且，在该树脂层40A的表面上层叠地形成有亲水性树脂层50。
通过在盘簧20C的内部填充硬化树脂40，尤其提高芯线10和盘簧20C的一体性（连动性）。由此，进一步提高导丝的扭矩传递性，从芯线10的近位端侧大径部13传递的旋转扭矩被可靠地传递到与远位端侧小径部11成为一体的盘簧20C的远位端。
另外，隔着树脂层40A（下涂层），在盘簧20C的外周形成有亲水性树脂层50，从而该亲水性树脂层50能够被牢固地固定，稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
这里，作为被填充到盘簧20C的内部且构成了覆盖盘簧20C的外周的树脂层40A的硬化树脂40优选对盘簧20C及亲水性树脂双方都具有良好的粘接性的材料，具体来说，可以例示聚氨酯丙烯酸酯树脂、聚氨酯树脂、有机硅树脂、环氧树脂、丙烯酸树脂、尼龙树脂等的光硬化性树脂或热硬化性树脂的硬化物等。
作为覆盖盘簧20C的外周及前端尖部的树脂层40A的膜厚采用例如1～100μm，优选为3～10μm。
作为构成了层叠形成在树脂层40A的表面上的亲水性树脂层50的树脂，可以使用全部医疗用具领域中使用的材料。
作为亲水性树脂层50的膜厚采用例如1～30μm，优选为3～19μm。
作为硬化树脂40的填充、树脂层40A的形成方法以及亲水性树脂50的层叠形成方法，例如可以列举如下方法，将安装在芯线10上的盘簧20C浸渍于硬化性树脂，由此，将硬化性树脂填充到盘簧20C的内部，并且在盘簧20C的表面上形成树脂层，通过使其热硬化或光硬化而作成硬化树脂40（树脂层40A），然后，在树脂层40A的表面上通过适宜的方法涂布亲水性树脂。
盘簧20C的锥形部22C的外周被树脂（树脂层40A及亲水性树脂层50）覆盖，由此，形成作为导丝形状的锥形。
这里，该锥形的起点处于锥形部22C的前端的远位端侧（图10的T1所示的位置），该锥形的终点处于锥形部22C的后端的近位端侧（图10的T2所示的位置）。即，作为导丝形状的锥形的锥形角度比锥形部22C的锥形角度小，该锥形长度（L5）比锥形部22C的长度（L22）长。
像这样，通过用树脂覆盖锥形部22C，使作为导丝的锥形形状比锥形部22C的锥形更平缓，由此，能够更顺畅地进行导丝的***操作。
在图10中，在锥形部22C的长度（L22）为例如1.5mm左右的情况下，导丝的锥形的长度（L5）优选为5～6mm左右。
根据本实施方式的导丝，作为用于将盘簧20C的前端部（前端侧小径部21C的前端部分）固定在芯线10上的焊料使用Au-Sn类焊料，从而不管前端硬直部分的长度是否为0.3～0.4mm这样短，盘簧对芯线（远位端侧小径部11）的固定强度都充分地高，即使在盘簧20C和芯线10之间作用拉伸力，芯线10也不会被拔出。
而且，由于前端硬直部分的长度为0.3～0.4mm这样短，所以能够缩短修整长度，其结果，在进行微通道内的操作时，能够充分降低摩擦阻力。另外，还能够进行使用以往的导丝所不能进行的狭窄区域中的治疗。
另外，盘簧20C的前端侧小径部21C的线圈外径（D21）为0.012英寸以下这样的细径，由此，进入微通道时的操作性（例如，微通道中的润滑性）优良。
而且，芯线10的近位端侧大径部13的外径（D1）及后端侧大径部23C的线圈外径（D23）都为0.014英寸以上，由此，向导丝赋予充分的抗弯刚度（***时的压入传递性、***后的设备的传送性能），该导丝（本实施方式的导丝）的扭矩传递性也好。
另外，由于在盘簧20C的内部填充了硬化树脂40，所以能够提高芯线10和盘簧20C的一体性（连动性），并能够进一步提高导丝的扭矩传递性、操作性。
另外，隔着硬化树脂40的树脂层40A，在盘簧20C的外周层叠地形成亲水性树脂层50，从而能够稳定地显现亲水性树脂的润滑性。
另外，盘簧20C由构成前端侧小径部21C及锥形部22C的前端侧密卷部分201、和构成后端侧大径部23C的后端侧疏卷部分202形成，从而在由前端侧密卷部分201构成的前端侧小径部21C及锥形部22C，显现良好的造影性（可见性）。
本实施方式的导丝的弯曲习惯角度（θ）小于25°，优选小于10°。
弯曲习惯角度（θ）小于25°的本实施方式的导丝即使弯曲也难以发生永久变形，形状保持性优良，从而通过冠状动脉这样的迂回曲折的血管内时的操作性良好。
本实施方式的导丝的抗弯刚度（耐扭折性）高，压入性也好，具有良好的扭矩传递性，从而在血管分支选择中，容易向成为目标的血管前进，操作性好。另外，本实施方式的导丝即使在通过迂回曲折的血管内时弯曲，也难以发生永久变形，形状保持性优良。
实施例
＜实施例1＞
由实施了以300～500℃且0.5～4小时的时效处理的、具有2800MPa的拉伸强度的奥氏体不锈钢（SUS304）构成，将盘簧20安装在具有下述形状（尺寸）的芯线10（由PTFE覆盖的芯线）的远位端侧小径部11上，制作6个图1～图3所示那样的构造的本发明的导丝。
（1）近位端侧大径部13：
·外径：0.014英寸（0.356mm）
·长度：1665mm
（2）锥形部12：
·最大外径：0.014英寸
·最小外径：0.008英寸
·长度：70mm
（3）远位端侧小径部11：
·连续的锥形形状
·最大外径：0.008英寸
·最小外径：0.0017英寸
·长度：165mm
这里，作为盘簧20由外径（线圈线径）为50μm的白金线材构成，使用如下的材料，即，前端侧小径部21的线圈外径（D21）为0.0078英寸，长度（L21）为8.5mm，第一锥形部22的长度（L22）为1.5mm，中径部23的线圈外径（D23）为0.010英寸，长度（L23）为28.5mm，第二锥形部24的长度（L24）为1.5mm，后端侧大径部25的线圈外径（D25）为0.014英寸，长度（L25）为125mm，由前端侧小径部21、第一锥形部22、中径部23和第二锥形部24构成的密卷部分201的线圈间距为75μm（线圈线径的1.5倍，线圈的离间距离为25μm），由后端侧大径部25构成的粗卷部分202的线圈间距为150μm（线圈线径的3倍，线圈的离间距离为100μm）。
此外，盘簧20的前端侧小径部21的前端部分及第二锥形部的后端部分使用Au-Sn类焊料被固定在芯线10上，后端侧大径部25的后端部分使用Ag-Sn类焊料被固定在芯线10上。
在各个6个导丝中，与焊料浸透到线圈内部的区域（长度）相当的线圈的间距数（在表1中简写为“间距数”）是1～4中任意的数。由此所形成的前端硬直部分的长度如表1所示。
另外，在将盘簧安装在芯线上之后，将硬化树脂（聚氨酯丙烯酸酯树脂）填充到盘簧的内部，并且在盘簧的外周上形成硬化树脂的树脂层，并在该树脂层的表面上层叠地形成由聚环氧乙烷构成的亲水性树脂层。
＜比较例1＞
作为盘簧由以下部件构成：由外径为50μm的白金线材构成的、线圈外径为0.0078英寸、长度为38.5mm的前端侧小径部；与该前端侧小径部连续的长度为1.5mm的锥形部；与该锥形部连续的、线圈外径为0.014英寸、长度为125mm的后端侧大径部。使用由前端侧小径部和锥形部构成的密卷部分中的线圈间距为75μm、且由后端侧大径部构成的粗卷部分中的线圈间距为150μm的材料，并将该盘簧的前端侧小径部的前端部分及锥形部的后端部分用Au-Sn类焊料固定在芯线上，并将后端侧大径部的后端部分用Ag-Sn类焊料固定在芯线上，除此以外，与实施例1相同，从而制作了6个将由前端侧小径部、锥形部和后端侧大径部构成的盘簧安装在芯线的远位端侧小径部上而成的比较用的导丝。
＜比较例2＞
作为芯线使用由具有2400MPa的拉伸强度的奥氏体的不锈钢（SUS304）构成的部件，除此以外与实施例1相同，从而制作了6个比较用的导丝。
（2）导丝的前端载荷：
关于各个由实施例1及比较例1得到的导丝，在使前端尖部与电子天平抵接的状态下，测定了使从前端起10mm的部分挠曲时（挠曲量：0.5mm）的最大载荷。若该最大载荷（在表1中记作“前端载荷”）处于0.5～1.0gf的范围，则可以说导丝的前端部分兼具良好的抗弯刚度和柔软性。结果如下述表1所示。
（3）导丝的最小修整长度及固定性：
关于各个由实施例1及比较例1得到的导丝，测定了最小修整长度（能够弯折的最小长度）。
最小修整长度的测定是关于图4所示的内侧长度（L51）及外侧长度（L52）所进行的。
另外，使拉伸力作用于盘簧和芯线之间，观察断裂部位并评估固定性。评估基准是，将在芯线的远位端侧小径部发生断裂的情况记作“○”，将在盘簧或远位端侧小径部和焊料之间发生剥离的情况记作“×”。在即便有一个“×”的情况下，也不能够作为产品。结果一并表示在下述表1中。
[表1]
Figure BDA00003635745600351
（4）弯曲习惯角度（θ）：
关于各个由实施例1及比较例2得到的导丝，通过上述方法测定了弯曲习惯角度（θ），比较例2的导丝（6个）的弯曲习惯角度（θ）为26～30°，而实施例1的导丝（6个）的弯曲习惯角度（θ）为7～10°，都是很小的，是难以发生永久变形的形状保持性优良的材料。
（5）扭矩传递性：
将各个由实施例1及比较例2得到的导丝***图12所示的模拟了人的冠状动脉的夹具的内部，通过电机使导丝的近位端（手边侧）扭转旋转规定的手边侧角度720度，检查该导丝的远位端（前端）处的前端旋转角度（扭转角）。结果如图13所示。越接近图13所示的理论直线，扭矩传递性越好，操作性越优良。若扭矩传递性良好，则手边侧的力矩容易传递到前端，在血管分支选择中，容易向成为目标的的血管前进，***作业性提高。
附图标记的说明
10  芯线
11  远位端侧小径部
12  锥形部
13  近位端侧大径部
20  盘簧
21  前端侧小径部
22  第一锥形部
23  中径部
24  第二锥形部
25  后端侧大径部
201 密卷部分
202 疏卷部分
31  Au-Sn类焊料
32  Au-Sn类焊料
33  Ag-Sn类焊料
40  硬化树脂
40A 树脂层
50  亲水性树脂层

Claims (9)

1.一种医疗用导丝，其特征在于，具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，至少在前端部及后端部被固定在所述芯线上，
在使固定有所述盘簧的所述芯线的远位端侧小径部沿着直径为3mm的杆的外周卷绕一圈的状态下，使150gf的拉伸载荷作用10秒后，由卷绕所产生的前端部分的翘曲角度小于25°。
2.如权利要求1所述的医疗用导丝，其特征在于，具有：
芯线，其由拉伸强度为2600～3000MPa的奥氏体不锈钢构成，并具有外径为0.012英寸以上的近位端侧大径部和外径比所述近位端侧大径部小的远位端侧小径部；
盘簧，其沿轴向被安装在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，并由密卷部分和粗卷部分构成，所述密卷部分具有线圈线径的1.1～2.0倍的线圈间距，所述粗卷部分与所述密卷部分连续且具有大于线圈线径的2.0倍的线圈间距，
所述盘簧具有：
前端侧小径部，其具有0.008英寸以下的线圈外径；
中径部，其具有比所述前端侧小径部的线圈外径大的线圈外径；
后端侧大径部，其为0.012英寸以上并具有比所述中径部的线圈外径大的线圈外径；
第一锥形部，其位于所述前端侧小径部和所述中径部之间；
第二锥形部，其位于所述中径部和所述后端侧大径部之间，
由所述前端侧小径部、所述第一锥形部、所述中径部和所述第二锥形部构成了长度为5.5～110mm的所述密卷部分，并且由所述后端侧大径部构成了所述疏卷部分，
所述前端侧小径部的前端部分、第二锥形部的后端部分及所述后端侧大径部的后端部分通过焊料被固定在所述芯线的远位端侧小径部的外周上，
在使固定有所述盘簧的所述芯线的远位端侧小径部沿着直径为3mm的杆的外周卷绕一圈的状态下，使150gf的拉伸载荷作用10秒之后，由卷绕所产生的前端部分的翘曲角度小于25°。
3.如权利要求2所述的医疗用导丝，其特征在于，
所述芯线的近位端侧大径部的外径为0.014英寸以上，
所述盘簧的前端侧小径部的线圈外径为0.008英寸以下，
所述中径部的线圈外径为0.009～0.011英寸，
所述后端侧大径部的线圈外径为0.014英寸以上。
4.如权利要求3所述的医疗用导丝，其特征在于，
所述前端侧小径部的线圈外径相对于所述中径部的线圈外径之比为0.5～0.9，所述第一锥形部的长度为0.5～10mm，
所述后端侧大径部的线圈外径相对于所述中径部的线圈外径之比为1.1～2.3，所述第二锥形部的长度为0.5～10mm。
5.如权利要求1～4中任一项所述的医疗用导丝，其特征在于，
所述前端侧小径部的前端部分通过含金焊料被固定在所述芯线上，
由含金焊料所产生的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
6.如权利要求5所述的医疗用导丝，其特征在于，在所述盘簧的前端侧小径部，含金焊料从前端起在与1～4个间距相当的范围内浸透到线圈内部。
7.如权利要求1～4中任一项所述的医疗用导丝，其特征在于，
在所述盘簧的内部填充有树脂，并且在所述盘簧的外周形成有所述树脂的树脂层，在所述树脂层的表面上层叠地形成亲水性树脂层，
在所述芯线的表面上形成疏水性树脂层。
8.如权利要求1所述的医疗用导丝，其特征在于，
所述芯线的近位端侧大径部的外径及所述盘簧的线圈外径都为0.012英寸以下，
所述盘簧的前端部通过含金焊料被固定在所述芯线上，
由含金焊料所形成的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
9.如权利要求1所述的医疗用导丝，其特征在于，
所述盘簧具有前端侧小径部、线圈外径比所述前端侧小径部大的后端侧大径部和位于所述前端侧小径部和所述后端侧大径部之间的锥形部，
所述盘簧的前端侧小径部的长度为5～100mm，线圈外径为0.012英寸以下，
所述盘簧的前端部通过含金焊料被固定在所述芯线上，
由含金焊料所形成的前端硬直部分的长度为0.1～0.5mm。
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