JP2000107296A - Medical wire and its production - Google Patents
Medical wire and its productionInfo
- Publication number
- JP2000107296A JP2000107296A JP10296163A JP29616398A JP2000107296A JP 2000107296 A JP2000107296 A JP 2000107296A JP 10296163 A JP10296163 A JP 10296163A JP 29616398 A JP29616398 A JP 29616398A JP 2000107296 A JP2000107296 A JP 2000107296A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- synthetic resin
- inner core
- distal end
- plate
- tip
- 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.)
- Granted
Links
Landscapes
- Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、治療または検査の
ために、人体の必要部位にカテーテルを導入するために
用いられる医療用ワイヤ、血管及び脈管等の体腔内に挿
入して、管腔断面像の表示や血流測定等を行うために用
いられる超音波カテーテルならびに血管内狭窄部を治療
するために、狭窄部を拡張し、狭窄部末梢側における血
流の改善を図るための拡張体付カテーテル、さらには、
医療用ワイヤの製造方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method of inserting a catheter into a body cavity such as a medical wire, a blood vessel or a blood vessel used for introducing a catheter into a necessary part of a human body for treatment or examination. Ultrasound catheter used for displaying cross-sectional images and measuring blood flow, etc. Catheter with
The present invention relates to a method for manufacturing a medical wire.
【０００２】[0002]
【従来の技術】近年、心臓疾患等の検査、治療のため
に、血管内へのカテーテルの導入が行われている。この
ようなカテーテルを体内の目的部位に導入するにあた
り、カテーテル内にガイドワイヤを挿通し、ガイドワイ
ヤの先端部をカテーテルの先端よりわずかに突出させ
て、このガイドワイヤによりカテーテルを目的部位まで
誘導する。2. Description of the Related Art In recent years, catheters have been introduced into blood vessels for examination and treatment of heart diseases and the like. When introducing such a catheter into a target site in the body, a guide wire is inserted into the catheter, the distal end of the guide wire is slightly projected from the distal end of the catheter, and the catheter is guided to the target site by the guide wire. .
【０００３】このようなカテーテル用ガイドワイヤとし
て、例えば、細径化した金属芯線先端にＸ線造影機能が
高いコイルを固定し、３０〜４０重量％程度のＸ線不透
過物質を含有する樹脂で全体を被覆されたものがある。As such a guide wire for a catheter, for example, a coil having a high X-ray contrast function is fixed to the tip of a thinned metal core, and a resin containing about 30 to 40% by weight of a radiopaque substance is used. Some are entirely coated.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】このようなガイドワイ
ヤは先端部が細径化されていることにより、高い可撓性
を有し、さらにはＸ線造影性が高いため、目的部位への
カテーテルの導入作業を容易に行うことができる。Since such a guide wire has a small diameter at the distal end, the guide wire has high flexibility, and further, has a high X-ray contrast property. Can be easily performed.
【０００５】そして、最近では、例えばＰＴＣＡや脳血
管、肝臓血管用のガイドワイヤは、先端がより細く、よ
り柔軟であることが要求される。しかしながら、上述し
た従来のガイドワイヤでは、芯線の先端部にＸ線造影機
能が高いコイル等が固定されているため、芯線先端部に
はコイルを固定可能な最低限の太さを要求される。従っ
て、Ｘ線透視下における視認性という点では優れた効果
を有するが、コイルの存在および先端部の太さに起因し
て、先端部の柔軟化には限度がある。Recently, for example, guide wires for PTCA, cerebral blood vessels, and hepatic blood vessels are required to be thinner and more flexible. However, in the above-described conventional guidewire, a coil or the like having a high X-ray contrast function is fixed to the distal end of the core wire. Therefore, although it has an excellent effect in terms of visibility under fluoroscopy, there is a limit to the flexibility of the tip due to the presence of the coil and the thickness of the tip.
【０００６】また、コイルを用いないガイドワイヤとし
て、例えば特開平８−２５７１３３号公報に示されるも
のがある。これは、先端部にＸ線不透過物質を高濃度に
含む樹脂膜を設けたものであるが、芯線への樹脂の付着
性等の点より、樹脂に添加できるＸ線造影剤の量に限度
があり、Ｘ線造影機能はあまり高いものではない。な
お、特開平８−２５７１３３号公報における「放射線不
透過材の含有量が４０〜２００重量％」とは放射線不透
過材を混入する前の樹脂重量を１００としたときの放射
線不透過材の重量を示すものであり、１００重量％を越
えることがあり得ない本発明における含有量（（Ｘ線不
透過材重量／混入後の樹脂総重量）×１００）と計算方
法が異なる。本発明における計算方法を用いれば、上記
公報における含有量は、「２８．６〜６６．７重量％」
となる。Further, as a guide wire which does not use a coil, there is one disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. Hei 8-257133. This is provided with a resin film containing a high concentration of X-ray opaque material at the tip, but the amount of X-ray contrast agent that can be added to the resin is limited due to the adhesion of the resin to the core wire. And the X-ray contrast function is not very high. In JP-A-8-257133, “the content of the radiopaque material is 40 to 200% by weight” means the weight of the radiopaque material assuming that the resin weight before mixing the radiopaque material is 100. The calculation method is different from the content ((weight of X-ray opaque material / total weight of resin after mixing) × 100) in the present invention, which cannot exceed 100% by weight. According to the calculation method of the present invention, the content in the above publication is “28.6 to 66.7% by weight”.
Becomes
【０００７】そこで、本発明の目的は、十分な柔軟性と
高いＸ線造影性を備えた先端部を有する医療用ワイヤ、
超音波カテーテル、血管拡張用カテーテル、さらには、
医療用ワイヤの製造方法を提供するものである。Accordingly, an object of the present invention is to provide a medical wire having a distal end having sufficient flexibility and high X-ray contrast,
Ultrasound catheters, vascular dilatation catheters, and even
A method for manufacturing a medical wire is provided.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するもの
は、剛性の高い本体部と、該本体部より細径であり剛性
の低い先端部とが一体に形成された内芯と、該内芯の先
端部を被覆する合成樹脂被膜とを備える医療用ワイヤで
あって、前記内芯の先端部は、薄板状に形成された板状
部を備え、前記合成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線
不透過物質を含有する合成樹脂により形成されている医
療用ワイヤである。そして、前記医療用ワイヤは、例え
ば、カテーテル用ガイドワイヤである。The above object can be achieved by an inner core integrally formed with a rigid main body, a thinner rigid end than the main body, and an inner core. A medical wire comprising: a synthetic resin coating covering a tip of a core, wherein the tip of the inner core includes a plate-shaped portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin coating is 70% by weight or more. Is a medical wire formed of a synthetic resin containing an X-ray opaque substance. The medical wire is, for example, a guide wire for a catheter.
【０００９】また、上記目的を達成するものは、先端部
内部に収納された超音波振動子と、先端を形成する誘導
部を備える超音波カテーテルであって、前記誘導部は、
剛性の高い本体部と、該本体部より細径であり剛性の低
い先端部とが一体に形成された内芯と、該内芯の先端部
を被覆する合成樹脂被膜とを備え、さらに、前記内芯の
先端部は、薄板状に形成された板状部を備え、かつ前記
合成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含
有する合成樹脂により形成されている超音波カテーテル
である。What achieves the above object is an ultrasonic catheter including an ultrasonic transducer housed inside a distal end portion and a guiding portion forming a distal end, wherein the guiding portion comprises:
A main body part having high rigidity, an inner core in which a tip part having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body part is integrally formed, and a synthetic resin coating covering the tip part of the inner core, The distal end of the inner core has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film is an ultrasonic catheter formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance. is there.
【００１０】また、上記目的を達成するものは、先端部
に設けられた拡張可能な拡張体と、該拡張体を拡張させ
るための流体流通用ルーメンと、先端を形成する誘導部
を備える拡張体付カテーテルであって、前記誘導部は、
剛性の高い本体部と、該本体部より細径であり剛性の低
い先端部とが一体に形成された内芯と、該内芯の先端部
を被覆する合成樹脂被膜とを備え、さらに、前記内芯の
先端部は、薄板状に形成された板状部を備え、かつ前記
合成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含
有する合成樹脂により形成されている拡張体付カテーテ
ルである。In order to achieve the above object, there is provided an expandable body provided with an expandable expandable body provided at a distal end portion, a lumen for fluid circulation for expanding the expandable body, and a guide portion forming a distal end. An attached catheter, wherein the guiding portion is
A main body part having high rigidity, an inner core in which a tip part having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body part is integrally formed, and a synthetic resin coating covering the tip part of the inner core, The distal end portion of the inner core has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin coating is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque material. It is.
【００１１】そして、上記の医療用ワイヤ、超音波カテ
ーテルおよび拡張体付カテーテルにおいて、前記板状部
の幅は、該板状部と連続する部分の内芯の外径より広
く、かつ該板状部の厚さは、該板状部と連続する部分の
内芯の外径より薄いものとなっていることが好ましい。
また、前記合成樹脂は、７０〜８５重量％のＸ線不透過
物質を含有していることが好ましい。さらに、前記内芯
の先端部は、板状部より基端側に形成された先端に向か
って縮径するテーパー部と、該テーパー部と連続する直
線部とを備えていることが好ましい。特に、前記内芯の
先端部は、板状部より基端側に形成された第１の直線部
と、該第１の直線部と連続し、かつ先端に向かって縮径
する第１のテーパー部と、該第１のテーパー部と連続す
る第２の直線部と、該第２の直線部と連続し、かつ先端
に向かって縮径する第２のテーパー部とを備えているこ
とが好ましい。In the above-mentioned medical wire, ultrasonic catheter and catheter with an expandable body, the width of the plate-shaped portion is larger than the outer diameter of the inner core of a portion continuous with the plate-shaped portion, and It is preferable that the thickness of the portion is smaller than the outer diameter of the inner core of the portion continuous with the plate-shaped portion.
The synthetic resin preferably contains 70 to 85% by weight of an X-ray opaque substance. Further, it is preferable that the distal end portion of the inner core includes a tapered portion that decreases in diameter toward the distal end formed closer to the base end side than the plate-shaped portion, and a linear portion that is continuous with the tapered portion. In particular, the distal end of the inner core has a first linear portion formed closer to the base end than the plate-like portion, and a first taper continuous with the first linear portion and having a diameter reduced toward the distal end. It is preferable to include a portion, a second linear portion continuous with the first tapered portion, and a second tapered portion continuous with the second linear portion and reduced in diameter toward the distal end. .
【００１２】また、上記目的を達成するものは、内芯
と、該内芯の先端部を被覆する合成樹脂被膜とを備える
医療用ワイヤの製造方法であって、該製造方法は、内芯
を準備する工程と、熱可塑性合成樹脂の粉体とＸ線不透
過物質の粉体を混合し、７０重量％以上のＸ線不透過物
質を含有する合成樹脂混合物を作製し、該合成樹脂混合
物を加熱融解して、Ｘ線不透過物質高含有ペレットを作
製する工程と、前記内芯の少なくとも先端部に前記熱可
塑性合成樹脂と相溶性のある熱可塑性樹脂を含有する樹
脂被膜を形成する工程と、該樹脂被膜の上に、Ｘ線不透
過物質高含有ペレットを加熱融解して、Ｘ線不透過物質
高含有樹脂被膜を形成する工程とを有する医療用ワイヤ
の製造方法である。[0012] Also, what achieves the above object is a method for manufacturing a medical wire comprising an inner core and a synthetic resin coating covering a tip portion of the inner core. Preparing, mixing the thermoplastic synthetic resin powder and the X-ray opaque material powder to prepare a synthetic resin mixture containing 70% by weight or more of the X-ray opaque material, and preparing the synthetic resin mixture. Heating and melting, a step of producing a radiopaque substance-rich pellet, and a step of forming a resin film containing a thermoplastic resin compatible with the thermoplastic synthetic resin at least at the end of the inner core. Heating and melting a pellet containing a high amount of radiopaque material on the resin film to form a resin film containing a high amount of radiopaque material.
【００１３】そして、前記内芯は、剛性の高い本体部
と、該本体部より細径であり剛性の低い先端部とが一体
に形成され、かつ、該先端部に、薄板状に形成された板
状部を備えるものであることが好ましい。The inner core is formed by integrally forming a main body part having high rigidity and a tip part having a smaller diameter and lower rigidity than the main body part, and is formed in a thin plate shape at the tip part. It is preferable to provide a plate-shaped portion.
【００１４】[0014]
【発明の実施の形態】次に本発明の医療用ワイヤの実施
例を図面を参照して説明する。図１は、本発明の医療用
ワイヤをガイドワイヤに応用した実施例の断面図であ
る。図２は図１のＡ−Ａ線断面図である。図３は、図１
に示したガイドワイヤ１の先端部の拡大断面図である。
図４は、図２に示したガイドワイヤの先端部の拡大断面
図である。図５は、内芯の外観図である。図６は、内芯
の先端部の拡大斜視図である。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Next, an embodiment of the medical wire of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a sectional view of an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a guide wire. FIG. 2 is a sectional view taken along line AA of FIG. FIG.
FIG. 2 is an enlarged sectional view of a distal end portion of the guide wire 1 shown in FIG.
FIG. 4 is an enlarged sectional view of the distal end portion of the guide wire shown in FIG. FIG. 5 is an external view of the inner core. FIG. 6 is an enlarged perspective view of the distal end portion of the inner core.
【００１５】本発明の医療用ワイヤ１は、剛性の高い本
体部２ａと、本体部２ａより細径であり剛性の低い先端
部２ｂとが一体に形成された内芯２と、内芯２の先端部
２ｂを被覆する合成樹脂被膜３とを備えている。そし
て、内芯２の先端部２ｂは、薄板状に形成された板状部
４を備え、合成樹脂被膜３は、７０重量％以上のＸ線不
透過物質を含有する合成樹脂により形成されている。The medical wire 1 of the present invention has an inner core 2 integrally formed with a highly rigid main body 2a, a tip 2b having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body 2a. A synthetic resin coating 3 covering the tip 2b. The distal end portion 2b of the inner core 2 includes a plate-shaped portion 4 formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film 3 is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance. .
【００１６】そこで、図１ないし図６を用いて、本発明
の医療用ワイヤをガイドワイヤに応用した実施例につい
て説明する。このガイドワイヤ１は、剛性の高い本体部
２ａと、本体部２ａより細径であり剛性の低い先端部２
ｂとが一体に形成された内芯２と、内芯２の先端部２ｂ
を被覆する合成樹脂被膜３とを備えている。An embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a guidewire will be described with reference to FIGS. The guide wire 1 includes a main body 2a having a high rigidity and a distal end 2 having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body 2a.
b and an inner core 2 integrally formed, and a tip 2b of the inner core 2
And a synthetic resin film 3 for covering the substrate.
【００１７】内芯２は、本体部２ａと先端部２ｂとを有
しており一体に形成されている。先端部２ｂは、図１な
いし図５に示すように本体部２ａの先端より先端に向か
って段階的に細径となるように形成されており、本体部
２ａより先端部２ｂの剛性が低いものとされている。こ
のように、内芯２の先端部２ｂを徐々に細径とすること
により、先端に力がかかると先端部２ｂが徐々に曲がる
ので、操作性が向上する。The inner core 2 has a main body 2a and a tip 2b and is formed integrally. As shown in FIGS. 1 to 5, the distal end portion 2b is formed so as to gradually decrease in diameter from the distal end of the main body portion 2a toward the distal end, and the rigidity of the distal end portion 2b is lower than that of the main body portion 2a. It has been. As described above, by gradually reducing the diameter of the distal end portion 2b of the inner core 2, when a force is applied to the distal end, the distal end portion 2b is gradually bent, so that the operability is improved.
【００１８】この実施例のガイドワイヤに用いられてい
る内芯２の先端部２ｂは、板状部４と、この板状部４と
連続する第１の直線部２１ａと、この直線部２１ａと連
続するとともに先端に向かって縮径するテーパー部２１
ｂを備えている。特に、図１ないし図５に示す実施例で
は、図５に示すように、内芯２の先端部２ｂは、板状部
４より基端側に形成されかつ板状部４と連続する第１の
直線部２１ａと、第１の直線部２１ａと連続するととも
に、先端に向かって縮径する第１のテーパー部２１ｂ
と、第１のテーパー部２１ｂと連続する第２の直線部２
２ａと、第２の直線部２２ａと連続し、かつ先端に向か
って縮径する第２のテーパー部２２ｂと、第２のテーパ
ー部２２ｂと連続する第３の直線部２３ａ、さらに、第
３の直線部２３ａと連続し、かつ先端に向かって縮径す
る第３のテーパー部２３ｂを備えている。なお、板状部
４と連続する部分（第１の直線部）は、上述した実施例
のような直線部となっているものでなく、テーパー部と
なっていてもよい。The distal end portion 2b of the inner core 2 used for the guide wire of this embodiment has a plate-like portion 4, a first straight portion 21a continuous with the plate-like portion 4, and a linear portion 21a. Tapered portion 21 that is continuous and decreases in diameter toward the tip
b. In particular, in the embodiment shown in FIGS. 1 to 5, as shown in FIG. 5, the distal end portion 2 b of the inner core 2 is formed on the base end side of the plate-shaped portion 4 and is continuous with the plate-shaped portion 4. And a first tapered portion 21b continuous with the first straight portion 21a and reduced in diameter toward the distal end.
And the second linear portion 2 continuous with the first tapered portion 21b
2a, a second tapered portion 22b continuous with the second linear portion 22a and reduced in diameter toward the distal end, a third linear portion 23a continuous with the second tapered portion 22b, and a third tapered portion. There is provided a third tapered portion 23b which is continuous with the straight portion 23a and whose diameter is reduced toward the distal end. The portion (first straight portion) continuous with the plate-shaped portion 4 may not be a straight portion as in the above-described embodiment, but may be a tapered portion.
【００１９】このように、一律のテーパーによる縮径で
はなく、テーパー部と直線部を繰り返し設けて、段階的
に縮径することにより、堅さが一定の部分が形成される
ことにより、心臓などの体腔の湾曲形状に合わせて、比
較的長い柔軟部を急激な物性の変更点なく形成すること
が容易となる。As described above, instead of reducing the diameter by a uniform taper, the taper portion and the linear portion are repeatedly provided, and the diameter is reduced step by step. It is easy to form a relatively long flexible portion without a sudden change in physical properties according to the curved shape of the body cavity.
【００２０】そして、内芯２の先端には、板状部４が形
成されている。この板状部４は、第１の直線部２１ａを
押しつぶす（圧延すること）ことにより形成されてお
り、この結果、図６に示すように、板状部４の厚さは、
この板状部４と連続する直線部２１ａの外径より薄く、
かつ、幅は、図３に示すように、直線部２１ａの外径よ
り広くなっている。このように、内芯２の先端を平板状
とすることにより、内芯２の先端はより柔軟になってい
る。そして、この平板部を設けることにより、内芯２の
先端の表面積が広くなり、樹脂被膜３との接触面積が増
加し、樹脂被膜３の付着保持が確実となり、樹脂被膜３
の耐剥離性が向上する。なお、表面積は減少するが、先
端を上記のように板状とするとともに、さらに、幅を直
線部（板状部と連続する部分）の外径と同じ程度とする
ためにエッチングしてもよい。このようにすることによ
り、内芯２の先端をより柔軟にすることができる。A plate-like portion 4 is formed at the tip of the inner core 2. The plate-shaped portion 4 is formed by crushing (rolling) the first straight portion 21a. As a result, as shown in FIG.
It is thinner than the outer diameter of the linear portion 21a continuous with the plate-shaped portion 4,
Further, as shown in FIG. 3, the width is wider than the outer diameter of the linear portion 21a. By making the tip of the inner core 2 flat, the tip of the inner core 2 is more flexible. By providing this flat plate portion, the surface area of the tip of the inner core 2 is increased, the contact area with the resin coating 3 is increased, and the adhesion and holding of the resin coating 3 are ensured.
Has improved peeling resistance. Although the surface area is reduced, the tip may be plate-shaped as described above, and furthermore, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion continuous with the plate-shaped portion). . By doing so, the tip of the inner core 2 can be made more flexible.
【００２１】内芯２としては、ステンレス鋼が好適に使
用される。内芯２の本体部２ａの外径は、０．２〜０．
５１ｍｍであり、好ましくは０．２３〜０．４６ｍｍで
あり、長さは、２００〜３０００ｍｍであり、好ましく
は、４００〜２６００ｍｍである。また、本体部２ａの
座屈強度（負荷時の降伏応力）は、５００〜１２００ｇ
／ｍｍ2であり、好ましくは、７００〜９００ｇ／ｍｍ2
である。As the inner core 2, stainless steel is preferably used. The outer diameter of the main body 2a of the inner core 2 is 0.2 to 0.5 mm.
It is 51 mm, preferably 0.23-0.46 mm, and the length is 200-3000 mm, preferably 400-2600 mm. The buckling strength (yield stress under load) of the main body 2a is 500 to 1200 g.
/ Mm 2 , preferably 700 to 900 g / mm 2
It is.
【００２２】また、内芯２の先端部２ｂの長さは、２０
〜６００ｍｍであり、好ましくは、３０〜５００ｍｍで
ある。また、内芯２の先端部２ｂの最小外径（板状部４
を除く）は、４０〜３００μｍであり、好ましくは、５
０〜２５０μｍである。そして、板状部４の長さは、５
〜５０ｍｍであり、好ましくは、１０〜３０ｍｍであ
り、厚さは、１５〜１２０μｍであり、好ましくは、２
０〜９０μｍであり、幅は、４５〜３８０μｍであり、
好ましくは、５５〜３００μｍである。The length of the tip 2b of the inner core 2 is 20
６００600 mm, preferably 30-500 mm. Also, the minimum outer diameter of the distal end portion 2b of the inner core 2 (the plate-like portion 4)
Is 40 to 300 μm, preferably 5 to 300 μm.
0 to 250 μm. And the length of the plate portion 4 is 5
５０50 mm, preferably 10-30 mm, and the thickness is 15-120 μm, preferably 2
0-90 μm, the width is 45-380 μm,
Preferably, it is 55 to 300 μm.
【００２３】また、板状部４は、上述したような平板状
のものに限定されるものではなく、断面が、楕円状とな
っているもの、逆に、板状部４の上面もしくは下面また
は両者が凹面になったものなどでもよい。The plate-like portion 4 is not limited to the above-mentioned plate-like portion, but has an elliptical cross section. Both may be concave.
【００２４】さらに、図７に示すように、板状部４は、
先端に向かって肉薄となるものでもよい。このようにす
ればより先端を柔軟なものとすることができる。この場
合、同一外径の部分を押し潰す（圧延する）ことにより
この板状部４を形成すると、幅は、図８に示すように先
端に向かって広がるものとなる。そして、この場合にお
いても、幅を直線部（板状部と連続する部分）の外径と
同じ程度とするためにエッチングしてもよい。このよう
にすることにより、内芯２の先端をより柔軟にすること
ができる。Further, as shown in FIG. 7, the plate portion 4
It may be thinner toward the tip. In this way, the tip can be made more flexible. In this case, when the plate-shaped portion 4 is formed by crushing (rolling) a portion having the same outer diameter, the width increases toward the tip as shown in FIG. Also in this case, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion that is continuous with the plate-shaped portion). By doing so, the tip of the inner core 2 can be made more flexible.
【００２５】また、内芯２の本体部２ａ、先端部２ｂお
よび板状部４の寸法は、必ずしも上述寸法である必要は
なく一部分であってもよい。また、本体部２ａの座屈強
度や復元応力などは、すべて同一値を有する必要はな
く、熱処理条件によりそれを変化させ適度な線径におい
て適当な物性を得るよう工夫してもよい。すなわち、本
体部２ａは基端側では復元応力は大きく、先端側では柔
軟となるように熱処理を分離して行ってもよい。同様
に、本体部２ａと先端部２ｂにおいても、本体部２ａは
復元応力は大きく、先端部２ｂは柔軟となるように熱処
理を分離して行ってもよい。The dimensions of the main body 2a, the tip 2b, and the plate-like portion 4 of the inner core 2 do not necessarily have to be the above-mentioned dimensions, but may be a part. The buckling strength and the restoring stress of the main body 2a do not need to have the same value, and may be changed according to the heat treatment conditions so as to obtain appropriate physical properties at an appropriate wire diameter. That is, the main body 2a may be subjected to the heat treatment separately so that the restoring stress is large on the base end side and flexible on the front end side. Similarly, also in the main body 2a and the tip 2b, the heat treatment may be performed separately so that the restoring stress is large in the main body 2a and the tip 2b is flexible.
【００２６】そして、内芯２の先端部２ｂは、合成樹脂
により被覆されている。この実施例では、合成樹脂被膜
３は、上層となるとともに、７０重量％以上のＸ線不透
過物質を含有する合成樹脂により形成された第１の合成
樹脂層３ａと、この第１の合成樹脂層３ａと内芯２の先
端間に位置する第２の合成樹脂層３ｂとを備えている。The tip 2b of the inner core 2 is covered with a synthetic resin. In this embodiment, the synthetic resin film 3 serves as an upper layer, and includes a first synthetic resin layer 3a formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance, and the first synthetic resin layer 3a. And a second synthetic resin layer (3b) located between the layer (3a) and the tip of the inner core (2).
【００２７】第１の合成樹脂層３ａに用いられる合成樹
脂としては、熱可塑性樹脂が望ましく、ポリエチレン、
ポリプロピレン、ポリブテン、エチレン−酢酸ビニル共
重合体などのオレフィン系樹脂もしくはそれらのポリオ
レフィン系エラストマー、フッ素系樹脂もしくは軟質フ
ッ素樹脂、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレン
テレフタレートなどのポリエステルもしくはポリエステ
ル系エラストマー、メタクリル樹脂、ポリフェニレンオ
キサイド、変性ポリフェニレンエーテル、ポリウレタン
もしくはポリウレタン系エラストマー、ポリアミドもし
くはポリアミド系エラストマー、ポリカーボネート、ポ
リアセタール、ポリスチレン、スチレンブタジエン共重
合体などのスチレン系樹脂もしくはスチレン系エラスト
マー、熱可塑性ポリイミド、ポリ塩化ビニルなどが使用
できる。また、これらの樹脂をベースとしたポリマーア
ロイあるいはポリマーブレンドを用いることも可能であ
る。さらには、天然ゴム、イソプレンゴム、シリコンゴ
ムなどのゴムも使用できる。特に、熱可塑性樹脂が好適
である。また、合成樹脂被膜３は、内芯２の湾曲の妨げ
にならない程度に柔軟であり、外表面は凹凸のない滑ら
かな表面となっていることが好ましい。The synthetic resin used for the first synthetic resin layer 3a is desirably a thermoplastic resin, such as polyethylene,
Olefin resins such as polypropylene, polybutene, ethylene-vinyl acetate copolymer or their polyolefin elastomers, fluororesins or soft fluororesins, polyester or polyester elastomers such as polyethylene terephthalate, polybutylene terephthalate, methacrylic resin, polyphenylene oxide And modified polyphenylene ether, polyurethane or polyurethane-based elastomer, polyamide or polyamide-based elastomer, styrene-based resin such as polycarbonate, polyacetal, polystyrene, styrene-butadiene copolymer or styrene-based elastomer, thermoplastic polyimide, polyvinyl chloride and the like. It is also possible to use polymer alloys or polymer blends based on these resins. Furthermore, rubbers such as natural rubber, isoprene rubber and silicone rubber can also be used. In particular, a thermoplastic resin is suitable. Further, it is preferable that the synthetic resin film 3 is flexible enough not to hinder the curvature of the inner core 2 and that the outer surface has a smooth surface without irregularities.
【００２８】合成樹脂に添加されるＸ線不透過物質とし
ては、例えばタングステン、硫酸バリウム、ビスマス、
金、白金等の金属単体もしくは化合物による微小粒体が
好ましい。Ｘ線不透過物質の粒径としては、１〜４μｍ
が好適である。そして、合成樹脂中のＸ線不透過物質含
有量は、７０重量％以上であり、特に、７０〜８５重量
％であることが好ましい。より好ましくは、７５〜８５
重量％である。The radiopaque substances added to the synthetic resin include, for example, tungsten, barium sulfate, bismuth,
Fine particles made of a simple metal or a compound such as gold or platinum are preferable. The particle size of the X-ray opaque substance is 1 to 4 μm
Is preferred. The content of the X-ray opaque substance in the synthetic resin is 70% by weight or more, and particularly preferably 70 to 85% by weight. More preferably, 75 to 85
% By weight.
【００２９】また、内芯２の先端部２ｂを被覆する合成
樹脂被膜（第１の合成樹脂層３ａ、Ｘ線造影物質高含有
樹脂層３ａ）は、図１に示すように、先端部２ｂにおい
てほぼ均一の外径を有している。これにより、内芯２の
先端部２ｂに設けられた段差等がガイドワイヤの外面形
状に影響しないものとなっている。ほぼ均一とは、完全
な均一なものに限らず若干先端部２ｂが細径となってい
てもよい。このように、先端部２ｂまでをほぼ均一とす
ることにより、ガイドワイヤの先端が血管内壁に与える
おそれのある損傷を少なくすることができる。合成樹脂
被膜３の外径は、２００〜５００μｍ程度が好適であ
り、特に、２３０〜４６０μｍが好適である。また、合
成樹脂被膜３は、本体部２ａの先端部分を被覆するもの
であってもよく、この場合には、本体部２ａ上での合成
樹脂被膜３の肉厚は、２０〜４０μｍ程度が好適であ
る。As shown in FIG. 1, a synthetic resin film (first synthetic resin layer 3a, resin layer 3a containing a high amount of X-ray contrast material) covering the tip 2b of the inner core 2 is provided at the tip 2b. It has a substantially uniform outer diameter. Thus, a step or the like provided at the distal end portion 2b of the inner core 2 does not affect the outer shape of the guide wire. The term “substantially uniform” is not limited to complete uniformity, and the tip 2 b may have a slightly smaller diameter. In this way, by making the distal end portion 2b substantially uniform, it is possible to reduce damage that the distal end of the guide wire may give to the inner wall of the blood vessel. The outer diameter of the synthetic resin film 3 is preferably about 200 to 500 μm, and particularly preferably 230 to 460 μm. Further, the synthetic resin film 3 may cover the tip portion of the main body 2a, and in this case, the thickness of the synthetic resin film 3 on the main body 2a is preferably about 20 to 40 μm. It is.
【００３０】また、第２の合成樹脂層３ｂに用いられる
合成樹脂としては、第１の合成樹脂層３ａにおいて説明
したものが好適に使用できる。そして、第２の合成樹脂
層３ｂを形成する合成樹脂（第２の合成樹脂）は、第１
の合成樹脂層３ａを構成する合成樹脂（第１の合成樹
脂）と相溶性の良い材料を選択することが好ましい。相
溶性が良いとは、熱力学的な相互溶解性が良好であるこ
とを示すものであり、言い換えれば、硬化後両者間にお
いて分離しないことを示すものである。As the synthetic resin used for the second synthetic resin layer 3b, those described for the first synthetic resin layer 3a can be suitably used. Then, the synthetic resin (second synthetic resin) forming the second synthetic resin layer 3b is the first synthetic resin.
It is preferable to select a material having good compatibility with the synthetic resin (first synthetic resin) constituting the synthetic resin layer 3a. Good compatibility means that thermodynamic mutual solubility is good. In other words, it means that there is no separation between the two after curing.
【００３１】そして、内芯２と直接接触するとともに内
芯２を薄く被覆する第２の合成樹脂としては、比較的剛
性の高いものを選択し、内芯２に対して所定の厚さを持
って被覆する第１の合成樹脂としては、比較的柔軟なも
のを選択してもよい。As the second synthetic resin which comes into direct contact with the inner core 2 and coats the inner core 2 thinly, a resin having relatively high rigidity is selected and has a predetermined thickness with respect to the inner core 2. A relatively soft resin may be selected as the first synthetic resin to be coated.
【００３２】相溶性を有する合成樹脂の組み合わせとし
ては、例えば、第１の合成樹脂と第２の合成樹脂を同じ
樹脂もしくは系統が同じ樹脂とすることが考えられる。
例えば、第１の合成樹脂として柔軟なポリエーテルポリ
アミドブロック共重合体を、第２の合成樹脂としては第
１の合成樹脂より剛性の高いナイロン１２を選択し、両
者をポリアミド系樹脂とすること、また、柔軟な第１の
合成樹脂としてポリオレフィン系エラストマー（例え
ば、ポリエチレンエラストマー）を、剛性の高い第２の
合成樹脂としてポリエチレンもしくは第１の合成樹脂よ
り硬いポリオレフィン系エラストマー（例えば、ポリエ
チレンエラストマー）を選択し、両者をポリオレフィン
系樹脂とすること、また、柔軟な第１の合成樹脂として
ポリエステル系エラストマー（例えば、ポリエステルエ
ラストマー）を、剛性の高い第２の合成樹脂としてポリ
エチレンテレフタレートもしくは第１の合成樹脂より硬
いポリエステル系エラストマー（例えば、ポリエステル
エラストマー）を選択し、両者をポリエステル系樹脂と
すること、柔軟な第１の合成樹脂としてポリウレタンエ
ラストマーを、剛性の高い第２の合成樹脂としてポリウ
レタンを選択し、両者をウレタン系樹脂とすること、柔
軟な第１の合成樹脂として高可塑化塩化ビニル樹脂を、
剛性の高い第２の合成樹脂として低可塑化塩化ビニル樹
脂を選択し、両者を塩化ビニル系樹脂とすることなどが
考えられる。As a combination of compatible synthetic resins, for example, the first synthetic resin and the second synthetic resin may be the same resin or the same resin.
For example, a flexible polyether polyamide block copolymer is selected as the first synthetic resin, and nylon 12 having higher rigidity than the first synthetic resin is selected as the second synthetic resin, and both are made of a polyamide resin. Also, a polyolefin-based elastomer (eg, polyethylene elastomer) is selected as the flexible first synthetic resin, and polyethylene or a polyolefin-based elastomer (eg, polyethylene elastomer) harder than the first synthetic resin is selected as the second rigid resin having high rigidity. In addition, both are made of a polyolefin-based resin, and a polyester-based elastomer (for example, a polyester elastomer) is used as a flexible first synthetic resin, and a polyethylene terephthalate or a first synthetic resin is used as a highly rigid second synthetic resin. Hard polyester d Stomer (for example, polyester elastomer) is selected, both are made of a polyester resin, polyurethane elastomer is selected as a flexible first synthetic resin, and polyurethane is selected as a highly rigid second synthetic resin, and both are urethane-based. Resin, a highly plasticized vinyl chloride resin as a flexible first synthetic resin,
It is considered that a low plasticized vinyl chloride resin is selected as the second synthetic resin having high rigidity, and both are made of a vinyl chloride resin.
【００３３】また、第２の合成樹脂層３ｂもＸ線不透過
物質を含有していてもよい。第２の合成樹脂層３ｂのＸ
線不透過物質の含有量は、第１の合成樹脂層３ａのＸ線
不透過物質の含有量よりも低いものとすることが必要で
ある。Ｘ線不透過物質としては、例えばタングステン、
硫酸バリウム、ビスマス、金、白金等の金属単体もしく
は化合物による微小粒体が好ましい。Ｘ線不透過物質の
粒径としては、１〜５μｍが好適である。そして、第２
の合成樹脂中のＸ線不透過物質含有量は、４５重量％以
下であり、特に、３０重量％以下であることが好まし
い。より好ましくは、２０重量％以下である。そして、
第２の合成樹脂層３ｂは、内芯２の先端部２ｂを厚さ１
〜１０μｍ程度で被覆している。なお、第２の合成樹脂
は、内芯２の全体を被包していてもよい。Further, the second synthetic resin layer 3b may also contain an X-ray opaque substance. X of the second synthetic resin layer 3b
It is necessary that the content of the X-ray opaque substance is lower than the content of the X-ray opaque substance of the first synthetic resin layer 3a. As the radiopaque material, for example, tungsten,
Fine particles of a single metal or a compound such as barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferred. The particle size of the X-ray opaque substance is preferably from 1 to 5 μm. And the second
The content of the X-ray opaque substance in the synthetic resin is 45% by weight or less, and particularly preferably 30% by weight or less. More preferably, it is at most 20% by weight. And
The second synthetic resin layer 3b has a thickness 1
It covers with about 10 μm. Note that the second synthetic resin may cover the entire inner core 2.
【００３４】なお、図７および図８に示す実施例のワイ
ヤのように、第２の合成樹脂層３ｂを設けず、Ｘ線造影
物質高含有樹脂層３ａが直接内芯２の先端部２ｂに被覆
するものであってもよい。Unlike the wires of the embodiment shown in FIGS. 7 and 8, the second synthetic resin layer 3b is not provided, and the resin layer 3a containing a high X-ray contrast material is directly applied to the tip 2b of the inner core 2. It may be coated.
【００３５】本発明の医療ワイヤでは、内芯２の先端部
２ｂを細径なものとすることができ、先端部２ｂは一定
応力のもとで比較的大きく変位し、かつ復元可能な弾性
歪特性を備えるものとすることができる。したがって、
先端部２ｂが血管の屈曲部を進行する際に、比較的小さ
な荷重で容易に大きな曲げ変形を生じるので、先端部２
ｂの応答性がよく、血管壁に損傷を与えることなく、血
管の屈曲部の変化に対応して湾曲変形、その復元を繰り
返し、蛇行血管に対する形状順応性が良好であり、かつ
血管分枝に対しても比較的容易に湾曲し、所定血管部位
に無理なく導入することができる。さらに、このワイヤ
の内芯本体部２ａに合成樹脂被膜を設けず、ワイヤの外
径ぎりぎりまで金属とすることにより、トルク伝達性が
良好となり、本体部２ａに加わるトルクによって先端部
２ｂを所定血管部位へ向けて確実かつ容易に指向させる
ことができ、複雑な血管部位への挿入操作性がより良好
となる。In the medical wire of the present invention, the distal end portion 2b of the inner core 2 can be made to have a small diameter, and the distal end portion 2b is relatively displaced under a constant stress, and is capable of recovering elastic strain. It can have characteristics. Therefore,
When the distal end portion 2b advances along the bent portion of the blood vessel, a large bending deformation easily occurs with a relatively small load.
b has good responsiveness, without damaging the blood vessel wall, and repeatedly deforms and deforms in response to the change in the bent portion of the blood vessel, has good shape adaptability to meandering blood vessels, and is suitable for branching blood vessels. On the other hand, it bends relatively easily and can be easily introduced into a predetermined blood vessel site. Further, since the inner core body 2a of the wire is not provided with a synthetic resin film and is made of metal up to the outer diameter of the wire, torque transmission is improved, and the tip 2b is moved to a predetermined blood vessel by the torque applied to the body 2a. Direction can be reliably and easily directed toward the site, and the operability of insertion into a complicated blood vessel site is improved.
【００３６】さらに、合成樹脂被膜３の外面には、ヘパ
リン、ウロキナーゼ等の抗凝固剤、ウレタンとシリコー
ンのブロック共重合体（登録商標 アブコサン）、ヒド
ロキシエチルメタクリレート−スチレン共重合体等の抗
血栓材料をコーティングしてもよい。Further, on the outer surface of the synthetic resin film 3, an anticoagulant such as heparin or urokinase, an antithrombotic material such as a block copolymer of urethane and silicone (registered trademark Abucosan), a hydroxyethyl methacrylate-styrene copolymer or the like. May be coated.
【００３７】また、合成樹脂被膜３（第２の合成樹脂層
３ｂ）は、内芯２に密着するとともに、内芯２の先端部
２ｂにおいて固着されていることが好ましい。また、合
成樹脂被膜３を中空管で形成し、内芯２の先端部２ｂま
たは内芯２の適当な部分で、内芯２と接着もしくは溶融
成形により固定してもよい。そして、ガイドワイヤの先
端は血管壁の損傷の防止、さらにガイドワイヤ１の操作
性向上のために、図１ないし図４に示すように半球状等
の曲面となっていることが好ましい。It is preferable that the synthetic resin film 3 (the second synthetic resin layer 3 b) adheres to the inner core 2 and is fixed at the tip 2 b of the inner core 2. Alternatively, the synthetic resin film 3 may be formed by a hollow tube, and may be fixed to the inner core 2 by bonding or melt molding at the tip 2b of the inner core 2 or an appropriate portion of the inner core 2. The distal end of the guidewire preferably has a curved surface such as a hemisphere as shown in FIGS. 1 to 4 in order to prevent damage to the blood vessel wall and to improve the operability of the guidewire 1.
【００３８】さらに、合成樹脂被膜３の表面に潤滑性物
質が固定されていることが好ましい。潤滑性物質とは、
湿潤時に潤滑性を有する物質をいう。具体的には、水溶
性高分子物質またはその誘導体がある。潤滑性物質は、
上記合成樹脂の表面に共有結合またはイオン結合により
固定されている。そして、この潤滑性物質は、原則とし
て鎖状で架橋のない高分子物質であり、−ＯＨ，−ＣＯ
ＮＨ2、−ＣＯＯＨ、−ＮＨ2、−ＣＯＯ-、−ＳＯ3-な
どの親水性基を有している。さらに、潤滑性物質は、湿
潤時（例えば、血液接触時）に含水し潤滑性を発現する
ものである。Further, it is preferable that a lubricating substance is fixed on the surface of the synthetic resin film 3. What is a lubricating substance?
A substance that has lubricity when wet. Specifically, there is a water-soluble polymer substance or a derivative thereof. The lubricating substance is
It is fixed to the surface of the synthetic resin by a covalent bond or an ionic bond. The lubricating substance is, in principle, a chain-like, non-crosslinked high-molecular substance, and includes -OH, -CO
NH 2, -COOH, -NH 2, -COO -, and has a hydrophilic group such as -SO 3-. Further, the lubricating substance contains water when wet (for example, at the time of blood contact) and exhibits lubricity.
【００３９】このような潤滑性物質をガイドワイヤの外
表面である合成樹脂被膜３に固定することにより、カテ
ーテル導入時に、カテーテル内壁とガイドワイヤ外面と
の摩擦が低下し、カテーテル内でのガイドワイヤの摺動
性が向上するため、ガイドワイヤの操作が容易となる。By fixing such a lubricating substance to the synthetic resin film 3 which is the outer surface of the guide wire, the friction between the inner wall of the catheter and the outer surface of the guide wire during introduction of the catheter is reduced, and the guide wire in the catheter is reduced. Since the slidability of the guide wire is improved, the operation of the guide wire is facilitated.
【００４０】具体的には、天然水溶性高分子物質とし
て、カルボキシメチルデンプン、ジアルデヒドデンプン
などのデンプン系、カルボキシメチルセルロース、ヒド
ロキシエチルセルロースなどのセルロース系、タンニ
ン、リグニン系、アルギン酸、アラビアゴムヘパリン、
キチン、キトサンなどの多糖類、ゼラチン、カゼインな
どのタンパク質などが考えられる。合成水溶性高分子物
質としては、ポリビニルアルコール、ポリアルキレンオ
キサイド系として、ポリエチレンオキサイド、ポリアル
キレングリコール系として、ポリエチレングリコール、
アクリル酸系として、ポリアクリル酸ソーダ、無水マレ
イン酸系として、メチルビニルエーテル無水マレイン酸
共重合体、メチルビニルエーテル無水マレイン酸ソー
ダ、メチルビニルエーテル無水マレイン酸アンモニウム
塩、無水マレイン酸エチルエステル共重合体、フタル酸
系として、ポリヒドロキシエチルフタル酸エステル、水
溶性ポリエステルとして、ポリジメチロールプロピオン
酸エステル、アクリルアミド系として、ポリアクリルア
ミド加水分解物、ポリアクリルアミド四級化物、ポリビ
ニルピロリドン、ポリエチレンイミン、ポリエチレンス
ルホネート、水溶性ナイロンなどが考えられる。好まし
くは、無水マレイン酸系であり、特に無水マレイン酸エ
チルエステル共重合体が好適である。Specifically, examples of the natural water-soluble polymer include starches such as carboxymethyl starch and dialdehyde starch, celluloses such as carboxymethyl cellulose and hydroxyethyl cellulose, tannins, lignins, alginic acid, gum arabic heparin, and the like.
Polysaccharides such as chitin and chitosan, and proteins such as gelatin and casein are considered. As synthetic water-soluble polymer substances, polyvinyl alcohol, as a polyalkylene oxide type, polyethylene oxide, as a polyalkylene glycol type, polyethylene glycol,
As acrylic acid type, sodium polyacrylate, as maleic anhydride type, methyl vinyl ether maleic anhydride copolymer, methyl vinyl ether sodium maleic anhydride, methyl vinyl ether maleic anhydride ammonium salt, maleic anhydride ethyl ester copolymer, phthalic acid Acid-based, polyhydroxyethyl phthalate, water-soluble polyester, polydimethylolpropionate, acrylamide-based polyacrylamide hydrolyzate, polyacrylamide quaternized, polyvinylpyrrolidone, polyethyleneimine, polyethylenesulfonate, water-soluble nylon And so on. Preferably, maleic anhydride is used, and particularly, maleic anhydride ethyl ester copolymer is suitable.
【００４１】また、水溶性高分子物質の誘導体とは、水
溶性に限定されず、上記の水溶性高分子物質を基本構成
とするものであれば、不溶化されたものであってもよ
く、湿潤時に含水し潤滑性を発現するものであれば使用
できる。例えば、上記水溶性高分子物質の場合、付加、
置換、酸化、還元反応などで得られるエステル化物、
塩、アミド化物、無水物、ハロゲン化物、エーテル化
物、加水分解物、アセタール化物、ホルマール化物、ア
ルキロール化物、四級化物、ジアゾ化物、ヒドラジド化
物、スルホン化物、ニトロ化物、イオンコンプレック
ス、さらに、ジアゾニウム基、アジド基、イソシアネー
ト基、酸クロリド基、酸無水物基、イミノ炭酸エステル
基、アミノ基、カルボキシル基、エポキシ基、水酸基、
アルデヒド基等、反応性官能基を２個以上有する物質と
の架橋物、また、ビニル化合物、アクリル酸、メタクリ
ル酸、ジエン系化合物、無水マレイン酸等との共重合物
などが考えられる。The derivative of the water-soluble polymer substance is not limited to water-soluble, and may be insolubilized as long as it has the above-mentioned water-soluble polymer substance as a basic structure. Any material that sometimes contains water and exhibits lubricity can be used. For example, in the case of the above water-soluble polymer substance, addition,
Esterification products obtained by substitution, oxidation, reduction reaction, etc.,
Salts, amidates, anhydrides, halides, ethers, hydrolysates, acetalates, formalides, alkylolates, quaternaries, diazoides, hydrazides, sulfonates, nitrates, ion complexes, and diazonium Group, azide group, isocyanate group, acid chloride group, acid anhydride group, imino carbonate group, amino group, carboxyl group, epoxy group, hydroxyl group,
A crosslinked product with a substance having two or more reactive functional groups such as an aldehyde group, and a copolymer with a vinyl compound, acrylic acid, methacrylic acid, a diene compound, maleic anhydride, and the like can be considered.
【００４２】また、合成樹脂は、後述するように潤滑性
物質とイオン結合または共有結合する反応性官能基を持
っているか、または反応性官能基を有する化合物を含
有、あるいは反応性官能基が導入されている。合成樹脂
中に存在または導入された反応性官能基と、上記の潤滑
性物質とが結合することにより、合成樹脂表面上に潤滑
性を付与することが可能となり、水に溶けることなく持
続的な潤滑性表面を得ることができる。ここでは、共有
結合によるもので説明する。The synthetic resin has a reactive functional group that forms an ionic or covalent bond with a lubricating substance, or contains a compound having a reactive functional group, as described later. Have been. By the reactive functional group present or introduced in the synthetic resin and the above-mentioned lubricating substance being bonded, it is possible to impart lubricity on the synthetic resin surface, and it can be sustained without being dissolved in water. A lubricious surface can be obtained. Here, the description will be made based on a covalent bond.
【００４３】潤滑性物質としては特に制限はないが、上
述したセルロース系、無水マレイン酸系、アクリルアミ
ド系、ポリエチレンオキサイド系、水溶性ナイロンなど
が好適に使用される。特にヒドロキシプロピルセルロー
ス、メチルビニルエーテル、無水マレイン酸共重合体、
ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、水溶性
ナイロン（東レ株式会社製 ＡＱ−ナイロン Ｐ−７
０）などが好適である。これら潤滑性物質の平均分子量
は、特に制限はないが、３〜５００万程度のものが潤滑
性も高く、適度な厚さに、しかも含水時における膨潤度
も著しく大きくない潤滑層が得られ好適である。The lubricating substance is not particularly limited, but the above-mentioned cellulose-based, maleic anhydride-based, acrylamide-based, polyethylene oxide-based, water-soluble nylon and the like are preferably used. Especially hydroxypropyl cellulose, methyl vinyl ether, maleic anhydride copolymer,
Polyacrylamide, polyethylene glycol, water-soluble nylon (AQ-nylon P-7 manufactured by Toray Industries, Inc.)
0) and the like are preferable. The average molecular weight of these lubricating substances is not particularly limited, but those having a lubricating property of about 3 to 5,000,000 have a high lubricating property, an appropriate thickness, and a swelling degree which is not extremely large when containing water. It is.
【００４４】また、合成樹脂の表面にイオン結合により
固定される潤滑性物質としては、ポリビニルピロリドン
の他に上述した水溶性高分子物質のカルボン酸塩、スル
ホン酸塩、アンモニウム塩などがあり、具体的にはカル
ボン酸塩としてはメチルビニルエーテル無水マレイン酸
のナトリウム塩、ポリアクリル酸ソーダ、ポリアクリル
アミド加水分解物、カルボキシメチルセルロースナトリ
ウム塩、アルギン酸ナトリウムなどがあり、スルホン酸
塩としてはポリスチレンスルホン酸ソーダ、ポリビニル
スルホン酸ソーダなどがあり、アンモニウム塩としては
メチルビニルエーテル無水マレイン酸のアンモニウム
塩、ポリアクリルアミド四級化物などがある。Examples of the lubricating substance fixed to the surface of the synthetic resin by ionic bonding include, in addition to polyvinylpyrrolidone, carboxylate, sulfonate and ammonium salt of the above-mentioned water-soluble polymer substances. Specific examples of the carboxylate include sodium salt of methyl vinyl ether maleic anhydride, sodium polyacrylate, polyacrylamide hydrolyzate, sodium carboxymethylcellulose, sodium alginate, and the like, and the sulfonates include sodium polystyrene sulfonate and polyvinyl sulfonate. Examples include sodium sulfonate, and ammonium salts include ammonium salts of methyl vinyl ether maleic anhydride and quaternary polyacrylamide.
【００４５】合成樹脂中に存在する反応性官能基として
は、前記潤滑性物質と反応し、結合ないし架橋して固定
するものであれば特に制限はないが、ジアゾニウム基、
アジド基、イソシアネート基、酸クロリド基、酸無水物
基、イミノ炭酸エステル基、アミノ基、カルボキシル
基、エポキシ基、水酸基、アルデヒド基等が考えられ、
特にイソシアネート基、アミノ基、アルデヒド基、エポ
キシ基が好適である。従って、反応性官能基を有する合
成樹脂としては、ポリウレタン、ポリアミドなどが好適
である。The reactive functional group present in the synthetic resin is not particularly limited as long as it reacts with the above-mentioned lubricating substance and bonds or crosslinks to fix it.
Azide group, isocyanate group, acid chloride group, acid anhydride group, imino carbonate group, amino group, carboxyl group, epoxy group, hydroxyl group, aldehyde group, etc. are considered,
Particularly, an isocyanate group, an amino group, an aldehyde group, and an epoxy group are preferred. Therefore, as the synthetic resin having a reactive functional group, polyurethane, polyamide and the like are preferable.
【００４６】また、反応性官能基を有する物質として
は、例えば、メチレンジイソシアネート、エチレンジイ
ソシアネート、トルエンジイソシアネート、ジフェニル
メタンジイソシアネートなどのイソシアネート類および
これらイソシアネートとポリオールのアダクトまたはプ
レポリマーなどがある。Examples of the substance having a reactive functional group include isocyanates such as methylene diisocyanate, ethylene diisocyanate, toluene diisocyanate and diphenylmethane diisocyanate, and adducts or prepolymers of these isocyanates and polyols.
【００４７】さらに、例えば低分子ポリアミンとしてエ
チレンジアミン、トリメチレンジアミン、１，２−ジア
ミノプロパン、テトラメチレンジアミンなどが考えられ
る。高分子ポリアミンとして［I］アミンとアルキレン
ジハライドあるいはエピクロルヒドリンから合成される
ポリ（アルキレンポリアミン）、［II］エチレンイミ
ン、プロピレンイミンなどのアルキレンイミンの開環重
合によって得られるアルキレンイミン重合体、［III］
その他、ポリビニルアミン、ポリリジンなどのポリアミ
ン、さらに、グルタルアルデヒド、テレフタルアルデヒ
ドなどのポリアルデヒド、さらにエチレングリコールジ
グリシジルエーテルなどのポリエポキシドがある。Further, for example, ethylenediamine, trimethylenediamine, 1,2-diaminopropane, tetramethylenediamine and the like can be considered as low molecular weight polyamines. [I] a poly (alkylene polyamine) synthesized from an amine and an alkylenedihalide or epichlorohydrin as a high molecular weight polyamine, [II] an alkyleneimine polymer obtained by ring-opening polymerization of an alkyleneimine such as ethyleneimine or propyleneimine, [III] ]
Other examples include polyamines such as polyvinylamine and polylysine, polyaldehydes such as glutaraldehyde and terephthalaldehyde, and polyepoxides such as ethylene glycol diglycidyl ether.
【００４８】また、本体部２ａ部分（合成樹脂により被
覆されていない部分）には潤滑性向上のためシリコンコ
ート等を施すことが好ましい。シリコーンとしては、常
温もしくは加熱により薄膜を形成するものが好適であ
る。また、本体部２ａ部分（合成樹脂により被覆されて
いない部分）には、低摩擦性を有するフッ素樹脂の薄膜
を被覆してもよい。It is preferable that a silicon coat or the like is applied to the main body portion 2a (a portion not covered with the synthetic resin) in order to improve lubricity. As the silicone, those which form a thin film at room temperature or by heating are suitable. Further, the main body portion 2a (a portion not covered with the synthetic resin) may be coated with a thin film of a fluororesin having low friction.
【００４９】次に、本発明の医療用ワイヤの製造方法に
ついて説明する。本発明の医療用ワイヤの製造方法は、
内芯２と、該内芯２の先端部２ｂを被覆する合成樹脂被
膜３とを備える医療用ワイヤの製造方法である。Next, a method for manufacturing a medical wire according to the present invention will be described. The manufacturing method of the medical wire of the present invention,
This is a method for manufacturing a medical wire including an inner core 2 and a synthetic resin coating 3 covering a distal end portion 2b of the inner core 2.
【００５０】医療用ワイヤの製造方法は、内芯２を準備
する工程と、熱可塑性合成樹脂の粉体とＸ線不透過物質
の粉体を混合し、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含
有する合成樹脂混合物を作製し、この合成樹脂混合物を
加熱融解して、Ｘ線不透過物質高含有ペレットを作製す
る工程と、内芯２の少なくとも先端部２ｂに前記熱可塑
性合成樹脂と相溶性のある熱可塑性樹脂を含有する樹脂
皮膜３ｂを形成する工程と、該樹脂皮膜３ｂの上に、Ｘ
線不透過物質高含有ペレットを加熱融解して、Ｘ線不透
過物質高含有樹脂被膜３ａを形成する工程とを有してい
る。The method of manufacturing the medical wire includes a step of preparing the inner core 2, a step of mixing the powder of the thermoplastic synthetic resin and the powder of the X-ray opaque substance, and forming an X-ray opaque substance of 70% by weight or more. A step of preparing a synthetic resin mixture containing the thermoplastic resin and heating and melting the synthetic resin mixture to prepare pellets containing a high content of X-ray opaque material; A step of forming a resin film 3b containing a soluble thermoplastic resin, and forming X on the resin film 3b.
Heating and melting the X-ray opaque substance high content resin coating 3a.
【００５１】内芯２を準備する工程としては、例えば、
ステンレス鋼線を用いて、図５ないし図６に示すよう
に、必要な先端加工を行ったものを準備する。図５に示
すように、本体部２ａと段階的に細径化する先端部２ｂ
とを有するものは、例えば、同一外径の金属線をエッチ
ングすることにより作製することができる。また、先端
の板状部４は、押し潰すこともしくは圧延して切断する
ことなどにより形成することができる。The step of preparing the inner core 2 includes, for example,
Using a stainless steel wire, as shown in FIGS. 5 and 6, a tip which has been subjected to necessary tip processing is prepared. As shown in FIG. 5, a main body 2a and a tip 2b whose diameter gradually decreases.
Can be produced, for example, by etching metal wires having the same outer diameter. Further, the plate-like portion 4 at the tip can be formed by crushing or rolling and cutting.
【００５２】内芯２としては、板状部４と連続する第１
の直線部２１ａと、この直線部２１ａと連続するととも
に先端に向かって縮径するテーパー部２１ｂを備えてい
る。特に、図４に示すように、先端部２ｂに、板状部４
より基端側に形成されかつ板状部４と連続する第１の直
線部２１ａと、第１の直線部２１ａと連続するととも
に、先端に向かって縮径する第１のテーパー部２１ｂ
と、第１のテーパー部２１ｂと連続する第２の直線部２
２ａと、第２の直線部２２ａと連続し、かつ先端に向か
って縮径する第２のテーパー部２２ｂと、第２のテーパ
ー部２２ｂと連続する第３の直線部２３ａ、さらに、第
３の直線部２３ａと連続し、かつ先端に向かって縮径す
る第３のテーパー部２３ｂを備えている。なお、板状部
４と連続する部分（第１の直線部）は、上述した実施例
のような直線部となっているものでなく、テーパー部と
なっていてもよい。As the inner core 2, the first
And a tapered portion 21b continuous with the straight portion 21a and having a diameter reduced toward the distal end. In particular, as shown in FIG.
A first straight portion 21a which is formed closer to the base end and which is continuous with the plate-shaped portion 4; and a first tapered portion 21b which is continuous with the first straight portion 21a and whose diameter decreases toward the distal end.
And the second linear portion 2 continuous with the first tapered portion 21b
2a, a second tapered portion 22b continuous with the second linear portion 22a and reduced in diameter toward the distal end, a third linear portion 23a continuous with the second tapered portion 22b, and a third tapered portion. There is provided a third tapered portion 23b which is continuous with the straight portion 23a and whose diameter is reduced toward the distal end. The portion (first straight portion) continuous with the plate-shaped portion 4 may not be a straight portion as in the above-described embodiment, but may be a tapered portion.
【００５３】内芯２としては、ステンレス鋼が好適に使
用される。内芯２の本体部２ａの外径は、０．２〜０．
５１ｍｍであり、好ましくは、０．２３〜０．４６ｍｍ
であり、長さは、２００〜３０００ｍｍであり、好まし
くは、４００〜２６００ｍｍである。また、本体部２ａ
の座屈強度（負荷時の降伏応力）は、５００〜１２００
ｇ／ｍｍ2であり、好ましくは、７００〜９００ｇ／ｍ
ｍ2である。As the inner core 2, stainless steel is preferably used. The outer diameter of the main body 2a of the inner core 2 is 0.2 to 0.5 mm.
51 mm, preferably 0.23 to 0.46 mm
And the length is 200 to 3000 mm, preferably 400 to 2600 mm. The main body 2a
Buckling strength (yield stress under load) is 500 to 1200
g / mm 2 , preferably 700 to 900 g / m 2
m 2 .
【００５４】また、内芯２の先端部２ｂの長さは、２０
〜６００ｍｍであり、好ましくは、３０〜５００ｍｍで
ある。また、内芯２の先端部２ｂの最小外径（板状部を
除く）は、４０〜３００μｍであり、好ましくは、５０
〜２５０μｍである。そして、板状部４の長さは、５〜
５０ｍｍであり、好ましくは、１０〜３０ｍｍであり、
厚さは、１５〜１２０μｍであり、好ましくは、２０〜
９０μｍであり、幅は、４５〜３８０μｍであり、好ま
しくは、５５〜３００μｍである。The length of the tip 2b of the inner core 2 is 20
６００600 mm, preferably 30-500 mm. The minimum outer diameter (excluding the plate portion) of the tip 2b of the inner core 2 is 40 to 300 μm, and preferably 50 to 300 μm.
２５０250 μm. And the length of the plate-shaped portion 4 is 5 to
50 mm, preferably 10 to 30 mm,
The thickness is 15 to 120 μm, preferably 20 to
90 μm, and the width is 45 to 380 μm, preferably 55 to 300 μm.
【００５５】熱可塑性合成樹脂の粉体とＸ線不透過物質
の粉体を混合し、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含
有する合成樹脂混合物を作製し、合成樹脂混合物を加熱
融解して、Ｘ線不透過物質高含有ペレットを作製する工
程は、以下のようにして行うことができる。The powder of the thermoplastic synthetic resin and the powder of the X-ray opaque substance are mixed to prepare a synthetic resin mixture containing 70% by weight or more of the X-ray opaque substance, and the synthetic resin mixture is heated and melted. The step of producing pellets high in radiopaque material can be performed as follows.
【００５６】Ｘ線不透過物質高含有ペレットに用いられ
る合成樹脂としては、熱可塑性樹脂が用いられ、例え
ば、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、エチ
レン−酢酸ビニル共重合体などのオレフィン系樹脂もし
くはそれらのポリオレフィン系エラストマー、フッ素系
樹脂もしくは軟質フッ素樹脂、ポリエチレンテレフタレ
ート、ポリブチレンテレフタレートなどのポリエステル
もしくはポリエステル系エラストマー、メタクリル樹
脂、ポリフェニレンオキサイド、変性ポリフェニレンエ
ーテル、ポリウレタンもしくはポリウレタン系エラスト
マー、ポリアミドもしくはポリアミド系エラストマー、
ポリカーボネート、ポリアセタール、ポリスチレン、ス
チレンブタジエン共重合体などのスチレン系樹脂もしく
はスチレン系エラストマー、熱可塑性ポリイミド、ポリ
塩化ビニルなどが使用できる。また、これらの樹脂をベ
ースとしたポリマーアロイあるいはポリマーブレンドを
用いることも可能である。As the synthetic resin used for the pellets containing a high radiopaque substance, a thermoplastic resin is used. -Based elastomer, fluorine-based resin or soft fluorine-containing resin, polyester or polyester-based elastomer such as polyethylene terephthalate, polybutylene terephthalate, methacrylic resin, polyphenylene oxide, modified polyphenylene ether, polyurethane or polyurethane-based elastomer, polyamide or polyamide-based elastomer,
Styrene-based resins or styrene-based elastomers such as polycarbonate, polyacetal, polystyrene, and styrene-butadiene copolymer, thermoplastic polyimide, and polyvinyl chloride can be used. It is also possible to use polymer alloys or polymer blends based on these resins.
【００５７】合成樹脂に添加されるＸ線不透過物質とし
ては、例えばタングステン、硫酸バリウム、ビスマス、
金、白金等の金属単体もしくは化合物による微小粒体が
好ましい。Ｘ線不透過物質の粒径としては、１〜５μｍ
が好適である。そして、合成樹脂へのＸ線不透過物質の
添加量は、作製されるＸ線不透過物質高含有ペレットに
おけるＸ線不透過物質の含有量が、７０重量％以上であ
り、特に、７０〜８５重量％となるように添加される。
より好ましくは、７５〜８５重量％である。The radiopaque substances added to the synthetic resin include, for example, tungsten, barium sulfate, bismuth,
Fine particles made of a simple metal or a compound such as gold or platinum are preferable. The particle size of the X-ray opaque substance is 1 to 5 μm
Is preferred. The amount of the X-ray opaque substance to be added to the synthetic resin is such that the content of the X-ray opaque substance in the produced X-ray opaque substance-rich pellet is 70% by weight or more, and especially 70 to 85%. % By weight.
More preferably, it is 75 to 85% by weight.
【００５８】ペレットの作製は、例えば、熱可塑性樹脂
とともにＸ線不透過物質をヘンシルミキサーに投入し、
５〜２０分間混合し、樹脂への負担が少ない押出機によ
り、ストランドを形成させた後、急冷して、ストランド
カットペレットを作製することにより行うことができ
る。For the production of pellets, for example, an X-ray opaque substance is put into a Hensyl mixer together with a thermoplastic resin,
After mixing for 5 to 20 minutes and forming a strand with an extruder having a small load on the resin, the mixture is rapidly cooled to produce a strand cut pellet.
【００５９】特に、熱可塑性樹脂としては、粉体状のも
のを用い、押出機においては比較的低温で加熱溶融しな
がらスクリューの回転により混練し、ペレットを作るこ
とが好ましい。また、押出機としては、シリンダ内表面
積の大きい異形断面シリンダによる石臼式混練押出機を
使用することにより、樹脂の熱をシリンダ内に効率よく
分散させ、低い回転数で混練（浅練り）することが好ま
しい。これにより合成樹脂への負担が減少するため、混
練による樹脂物性の劣化を抑える。粉体状の熱可塑性樹
脂を用いることにより、比較的低温によるペレット形成
が可能である。これにより、樹脂への熱影響をさせつ
つ、造影剤（フィラー）の分散性を向上させることが可
能である。In particular, it is preferable to use a powdery thermoplastic resin and knead it by rotating a screw while heating and melting at a relatively low temperature in an extruder to produce pellets. In addition, as the extruder, a stone mill type kneading extruder using a deformed cross-section cylinder with a large surface area inside the cylinder is used to efficiently disperse the heat of the resin in the cylinder and knead (shallow kneading) at a low rotation speed. Is preferred. As a result, the burden on the synthetic resin is reduced, and deterioration of the resin properties due to kneading is suppressed. By using a powdery thermoplastic resin, pellet formation at a relatively low temperature is possible. Thereby, it is possible to improve the dispersibility of the contrast agent (filler) while affecting the resin thermally.
【００６０】内芯の少なくとも先端部２ｂに前記熱可塑
性合成樹脂と相溶性のある熱可塑性樹脂を含有する樹脂
皮膜３ｂを形成する工程は、以下のように行うことがで
きる。ここで用いられる熱可塑性樹脂としては、上述し
たペレットの形成において説明したものが好適に使用で
きる。そして、合成樹脂皮膜３ｂを形成する合成樹脂
（第２の合成樹脂）は、Ｘ線不透過物質高含有ペレット
の合成樹脂（第１の合成樹脂）と相溶性の良い材料を選
択することが好ましい。相溶性が良いとは、熱力学的な
相互溶解性が良好であることを示すものであり、言い換
えれば、硬化後両者間において分離しないことを示すも
のである。そして、内芯２と直接接触するとともに内芯
２を薄く被覆する第２の合成樹脂としては、比較的剛性
の高いものを選択し、それに対して所定の厚さを持って
被覆する第１の合成樹脂としては、比較的柔軟なものを
選択してもよい。The step of forming a resin film 3b containing a thermoplastic resin compatible with the thermoplastic synthetic resin on at least the distal end portion 2b of the inner core can be performed as follows. As the thermoplastic resin used here, those described in the above-mentioned pellet formation can be suitably used. As the synthetic resin (second synthetic resin) forming the synthetic resin film 3b, it is preferable to select a material having good compatibility with the synthetic resin (first synthetic resin) of the pellet containing a high radiopaque substance. . Good compatibility means that thermodynamic mutual solubility is good. In other words, it means that there is no separation between the two after curing. As the second synthetic resin which comes into direct contact with the inner core 2 and coats the inner core 2 thinly, a resin having a relatively high rigidity is selected, and the first synthetic resin which covers the inner core 2 with a predetermined thickness is used. A relatively flexible synthetic resin may be selected.
【００６１】相溶性を有する合成樹脂の組み合わせとし
ては、例えば、第１の合成樹脂と第２の合成樹脂を同じ
樹脂もしくは系統が同じ樹脂とすることが考えられる。
例えば、第１の合成樹脂として柔軟なポリエーテルポリ
アミドブロック共重合体を、第２の合成樹脂としては第
１の合成樹脂より剛性の高いナイロン１２を選択し、両
者をポリアミド系樹脂とすること、また、柔軟な第１の
合成樹脂としてポリオレフィン系エラストマー（例え
ば、ポリエチレンエラストマー）を、剛性の高い第２の
合成樹脂としてポリエチレンもしくは第１の合成樹脂よ
り硬いポリオレフィン系エラストマー（例えば、ポリエ
チレンエラストマー）を選択し、両者をポリオレフィン
系樹脂とすること、また、柔軟な第１の合成樹脂として
ポリエステル系エラストマー（例えば、ポリエステルエ
ラストマー）を、剛性の高い第２の合成樹脂としてポリ
エチレンテレフタレートもしくは第１の合成樹脂より硬
いポリエステル系エラストマー（例えば、ポリエステル
エラストマー）を選択し、両者をポリエステル系樹脂と
すること、柔軟な第１の合成樹脂としてポリウレタンエ
ラストマーを、剛性の高い第２の合成樹脂としてポリウ
レタンを選択し、両者をウレタン系樹脂とすること、柔
軟な第１の合成樹脂として高可塑化塩化ビニル樹脂を、
剛性の高い第２の合成樹脂として低可塑化塩化ビニル樹
脂を選択し、両者を塩化ビニル系樹脂とすることなどが
考えられる。As a combination of synthetic resins having compatibility, for example, the first synthetic resin and the second synthetic resin may be the same resin or the same resin.
For example, a flexible polyether polyamide block copolymer is selected as the first synthetic resin, and nylon 12 having higher rigidity than the first synthetic resin is selected as the second synthetic resin, and both are made of a polyamide resin. Also, a polyolefin-based elastomer (eg, polyethylene elastomer) is selected as the flexible first synthetic resin, and polyethylene or a polyolefin-based elastomer (eg, polyethylene elastomer) harder than the first synthetic resin is selected as the second rigid resin having high rigidity. In addition, both are made of a polyolefin-based resin, and a polyester-based elastomer (for example, a polyester elastomer) is used as a flexible first synthetic resin, and a polyethylene terephthalate or a first synthetic resin is used as a highly rigid second synthetic resin. Hard polyester d Stomer (for example, polyester elastomer) is selected, both are made of a polyester resin, polyurethane elastomer is selected as a flexible first synthetic resin, and polyurethane is selected as a highly rigid second synthetic resin, and both are urethane-based. Resin, a highly plasticized vinyl chloride resin as a flexible first synthetic resin,
It is considered that a low plasticized vinyl chloride resin is selected as the second synthetic resin having high rigidity, and both are made of a vinyl chloride resin.
【００６２】また、第２の合成樹脂もＸ線不透過物質を
含有していてもよい。第２の合成樹脂のＸ線不透過物質
の含有量は、第１の合成樹脂のＸ線不透過物質の含有量
よりも低いものとすることが必要である。Ｘ線不透過物
質としては、例えばタングステン、硫酸バリウム、ビス
マス、金、白金等の金属単体もしくは化合物による微小
粒体が好ましい。Ｘ線不透過物質の粒径としては、１〜
５μｍが好適である。そして、第２の合成樹脂中のＸ線
不透過物質含有量は、４５重量％以下であり、特に、３
０重量％以下であることが好ましい。より好ましくは、
２０重量％以下である。この場合には、上述したＸ線不
透過物質高含有ペレットの作製方法と同様に行い、Ｘ線
不透過物質低含有ペレットを作製すればよい。第２の合
成樹脂による合成樹脂皮膜３ｂは、内芯２の先端部２ｂ
を厚さが１〜１０μｍ程度で被覆するように形成され
る。なお、第２の合成樹脂による合成樹脂皮膜３ｂは、
内芯２の全体を被包するように形成してもよい。合成樹
脂皮膜３ｂの形成は、ダイスに内芯２を通過させると共
に、ダイスより溶融合成樹脂を押出し、内芯２の外面に
付着させることにより行うことができる。合成樹脂皮膜
３ｂの厚さは、内芯２の送り速度、溶融合成樹脂の吐出
量により調整することができる。また、合成樹脂を溶媒
に溶解した樹脂溶液に内芯２の先端部２ｂを浸漬し、引
き上げることにより、第２の合成樹脂による合成樹脂被
膜３ｂを形成してもよい。The second synthetic resin may also contain an X-ray opaque substance. It is necessary that the content of the X-ray opaque substance of the second synthetic resin is lower than the content of the X-ray opaque substance of the first synthetic resin. As the X-ray opaque substance, for example, fine particles of a single metal or a compound such as tungsten, barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferable. The particle size of the X-ray opaque substance is 1 to
5 μm is preferred. The content of the X-ray opaque substance in the second synthetic resin is 45% by weight or less.
It is preferably 0% by weight or less. More preferably,
20% by weight or less. In this case, the method may be performed in the same manner as the above-described method for producing a pellet containing a high radiopaque substance, to produce a pellet containing a low radiopaque substance. The synthetic resin film 3b made of the second synthetic resin is a tip 2b of the inner core 2.
With a thickness of about 1 to 10 μm. The synthetic resin film 3b made of the second synthetic resin is
You may form so that the whole inner core 2 may be covered. The formation of the synthetic resin film 3b can be performed by passing the inner core 2 through a die, extruding a molten synthetic resin from the die, and attaching the synthetic resin to the outer surface of the inner core 2. The thickness of the synthetic resin film 3b can be adjusted by the feed speed of the inner core 2 and the discharge amount of the molten synthetic resin. Further, the tip portion 2b of the inner core 2 may be immersed in a resin solution in which a synthetic resin is dissolved in a solvent, and may be pulled up to form the synthetic resin film 3b of the second synthetic resin.
【００６３】そして、上記のように樹脂皮膜３ｂが形成
された内芯２の先端部２ｂの上に、Ｘ線不透過物質高含
有ペレットを加熱融解して、Ｘ線不透過物質高含有樹脂
被膜３ａを形成する工程が行われる。Ｘ線不透過物質高
含有樹脂被膜３ａの形成は、ダイスに内芯２を通過させ
ると共に、ダイスより溶融合成樹脂を押出し、内芯２の
外面に付着させることにより行うことができる。Ｘ線不
透過物質高含有樹脂被膜３ａは、外径がほぼ均一となる
ように形成することが好ましい。部分的にＸ線不透過物
質高含有樹脂被膜３ａの肉厚を変化させる方法として
は、内芯２の送り速度、溶融合成樹脂の吐出量いずれか
もしくは両方を調整することにより行うことができる。Then, the X-ray opaque substance-rich pellet is heated and melted on the tip 2b of the inner core 2 on which the resin coat 3b is formed as described above, and the X-ray opaque substance-rich resin coat is formed. The step of forming 3a is performed. The formation of the resin coating 3a containing a high radiopaque substance can be performed by passing the inner core 2 through a die, extruding a molten synthetic resin from the die, and attaching the resin to the outer surface of the inner core 2. It is preferable that the resin film 3a containing a high content of radiopaque material is formed so that the outer diameter is substantially uniform. A method of partially changing the thickness of the resin coating 3a containing a high content of radiopaque material can be performed by adjusting one or both of the feed speed of the inner core 2 and the discharge amount of the molten synthetic resin.
【００６４】次に、本発明の医療用ワイヤを超音波カテ
ーテルに応用した実施例について説明する。図９は、本
発明の医療用ワイヤを超音波カテーテルに応用した超音
波カテーテル装置の全体図である。図１０は、図９の超
音波カテーテルの先端部の拡大断面図である。超音波カ
テーテル５は、先端部内部に収納された超音波振動子１
５と、先端を形成する誘導部６を備えている。誘導部６
は、剛性の高い本体部６２ａと、本体部６２ａより細径
であり剛性の低い先端部６２ｂとが一体に形成された内
芯６２と、内芯６２の先端部６２ｂを被覆する合成樹脂
被膜６３とを備え、さらに、内芯６２の先端部６２ｂ
は、薄板状に形成された板状部６４を備え、かつ合成樹
脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含有する
合成樹脂により形成されている。Next, an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to an ultrasonic catheter will be described. FIG. 9 is an overall view of an ultrasonic catheter device in which the medical wire of the present invention is applied to an ultrasonic catheter. FIG. 10 is an enlarged sectional view of the distal end portion of the ultrasonic catheter of FIG. The ultrasonic catheter 5 includes the ultrasonic vibrator 1 housed inside the distal end.
5 and a guiding portion 6 forming a tip. Guiding part 6
Is an inner core 62 integrally formed with a highly rigid main body portion 62a, a thinner distal end portion 62b having a smaller diameter than the main body portion 62a, and a synthetic resin coating 63 covering the distal end portion 62b of the inner core 62. And a distal end portion 62b of the inner core 62.
Has a plate-like portion 64 formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance.
【００６５】この実施例の超音波カテーテル５は、可撓
性を有するチューブ７と、チューブ７の先端部に固定さ
れた本発明医療用ワイヤである誘導部６と、チューブ７
の外周を被覆する外装チューブ８と、Ｘ線造影コイル
９、１０、１１とを備えている。また、チューブ７の内
部には誘導部６に沿って、チューブ７の内部と外部とを
連通する通路（流路）１２が設けられている。またチュ
ーブ７の内部には、回転シャフト１３が挿通されてい
る。回転シャフト１３の先端には、ハウジング１４が固
定され、このハウジング１４には、超音波振動子（トラ
ンスデューサ）１５が設置されている。超音波カテーテ
ル５の基端は、手元操作部１７を介して外部ユニット１
８に着脱自在に接続されている。外部ユニット１８に
は、回転シャフト１３を回転駆動させる駆動手段１９
と、超音波振動子１５への超音波の送信および超音波振
動子１５で受信した超音波（反射波）の受信を行う送受
信回路２０とが内蔵されている。また、外部ユニット１
８は、コンソール３０と接続されており、このコンソー
ル３０により受信した超音波を画像化し、表示する。The ultrasonic catheter 5 of this embodiment includes a flexible tube 7, a guiding portion 6, which is a medical wire of the present invention, fixed to the distal end of the tube 7, and a tube 7.
And an X-ray contrast coil 9, 10, 11. In addition, a passage (flow path) 12 that communicates the inside of the tube 7 with the outside is provided along the guide portion 6 inside the tube 7. A rotating shaft 13 is inserted through the inside of the tube 7. A housing 14 is fixed to the tip of the rotating shaft 13, and an ultrasonic transducer (transducer) 15 is installed in the housing 14. The proximal end of the ultrasonic catheter 5 is connected to the external unit 1 via the hand operation unit 17.
8 is detachably connected. The external unit 18 includes a driving unit 19 for driving the rotary shaft 13 to rotate.
And a transmitting / receiving circuit 20 for transmitting ultrasonic waves to the ultrasonic vibrator 15 and receiving ultrasonic waves (reflected waves) received by the ultrasonic vibrator 15. External unit 1
Numeral 8 is connected to the console 30, and images and displays the ultrasonic waves received by the console 30.
【００６６】チューブ７としては、例えば、ポリ塩化ビ
ニル、ポリエチレン、ポリプロピレン、エチレン−プロ
ピレン共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体等のポ
リオレフィン、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチ
レンテレフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、
ポリウレタン、ポリアミド、ポリイミド、ポリオキシメ
チレン、ポリビニルアルコール、ポリテトラフルオロエ
チレン、ポリフッ化ビニリデン、その他フッ素系樹脂等
の各種樹脂、ポリアミドエラストマー、ポリエステルエ
ラストマー等の熱可塑性エラストマー、シリコーンゴ
ム、ラテックスゴム等の各種ゴムなどにより形成された
チューブが用いられる。Examples of the tube 7 include polyolefins such as polyvinyl chloride, polyethylene, polypropylene, ethylene-propylene copolymer and ethylene-vinyl acetate copolymer, polyesters such as polyethylene terephthalate and polybutylene terephthalate, and polystyrene.
Various resins such as polyurethane, polyamide, polyimide, polyoxymethylene, polyvinyl alcohol, polytetrafluoroethylene, polyvinylidene fluoride and other fluorine-based resins, thermoplastic elastomers such as polyamide elastomers and polyester elastomers, various types such as silicone rubber and latex rubber A tube formed of rubber or the like is used.
【００６７】外装チューブ８としては、前述したチュー
ブ７の構成材料と同様のものが挙げられる。この場合、
外装チューブ８の構成材料は、チューブ７の構成材料と
同一でも異なっていてもよい。特に、チューブ７に対す
る被覆装着の容易性から、外装チューブ８として、加熱
により収縮するポリエチレン等の熱収縮チューブを用い
るのが好ましい。また、外装チューブ８とチューブ７と
は、融着（熱融着、高周波融着、超音波融着等）または
接着剤による接着を行ってもよい。さらに外装チューブ
８の先端部３１は、チューブ７の先端より先端側に突出
し、誘導部６の基端部の外周を被包している。これによ
り、外装チューブ８のチューブ７からの離脱が防止され
る。ここで図９に示すように、外装チューブ８の先端部
３１を例えば熱収縮させることにより縮径させる。な
お、外装チューブ８の先端部３１は、通路１２の部分を
除き、誘導部６の外周面に密着しているのが好ましい。The outer tube 8 may be the same as the constituent material of the tube 7 described above. in this case,
The constituent material of the outer tube 8 may be the same as or different from the constituent material of the tube 7. In particular, it is preferable to use a heat-shrinkable tube made of polyethylene or the like, which shrinks by heating, as the outer tube 8 from the viewpoint of ease of coating the tube 7. Further, the outer tube 8 and the tube 7 may be fused (heat fusion, high frequency fusion, ultrasonic fusion, or the like) or bonded by an adhesive. Furthermore, the distal end portion 31 of the outer tube 8 protrudes distally from the distal end of the tube 7 and covers the outer periphery of the proximal end portion of the guide portion 6. Thereby, detachment of the outer tube 8 from the tube 7 is prevented. Here, as shown in FIG. 9, the distal end portion 31 of the outer tube 8 is reduced in diameter by, for example, heat shrinking. The distal end portion 31 of the outer tube 8 is preferably in close contact with the outer peripheral surface of the guide portion 6 except for the passage 12.
【００６８】そして、誘導部６は、チューブ７の先端部
にチューブ７の先端から、所定長さ、５〜２５ｍｍ程度
突出するよう固定されている。特に、１０〜２０ｍｍ程
度突出することが好ましい。誘導部６は、接着剤層１６
によりチューブ内面に固着されている。また、接着剤層
１６の誘導部６に対する結合力（接着強度）を高めるた
めに、誘導部６の表面には、接着剤との接着性を有する
合成樹脂被膜の形成、もしくは、微小な凹凸や溝を形成
する処理、粗面化処理、多孔質化する処理が施されてい
るのが好ましい。これにより、先端ワイヤに強い引っ張
り力、押圧力、ねじりトルク等が作用した場合でも接着
剤層１６の剥離（離脱）、損傷が防止される。The guiding portion 6 is fixed to the distal end of the tube 7 so as to protrude from the distal end of the tube 7 by a predetermined length of about 5 to 25 mm. In particular, it is preferable to protrude by about 10 to 20 mm. The guiding portion 6 includes an adhesive layer 16
Is fixed to the inner surface of the tube. Further, in order to increase the bonding force (adhesive strength) of the adhesive layer 16 to the guide portion 6, a synthetic resin film having an adhesive property with an adhesive is formed on the surface of the guide portion 6, or fine irregularities or It is preferable that a treatment for forming a groove, a surface roughening treatment, and a treatment for making the surface porous have been performed. Accordingly, even when a strong pulling force, pressing force, torsion torque, or the like is applied to the distal end wire, peeling (separation) and damage of the adhesive layer 16 are prevented.
【００６９】接着剤層１６を構成する接着剤としては、
特に限定されないが、光硬化型また熱硬化型接着剤であ
るのが好ましい。特に、硬化の進行の度合いを調整し易
いという点で、紫外線硬化型接着剤のような光硬化型接
着剤が好ましい。また接着剤層１６を構成する接着剤の
組成としては、特に限定されず、アクリル系接着剤、エ
ポキシ系接着剤等が挙げられる。接着剤を硬化（固化）
させ、接着剤層１６を形成する。接着剤の硬化方法は、
その接着剤の種類、特性等に応じて行う。例えば、接着
剤が紫外線硬化型接着剤の場合には、チューブ７の外面
より紫外線を照射して硬化させ、接着剤が熱硬化型接着
剤の場合には、チューブ７の外面より加熱して硬化させ
る。なお、紫外線硬化型接着剤を硬化させる場合、紫外
線の照射量を適宜調整することにより、硬化の度合いを
調節することができる。The adhesive constituting the adhesive layer 16 includes:
Although not particularly limited, a photo-curing or thermosetting adhesive is preferable. In particular, a photocurable adhesive such as an ultraviolet curable adhesive is preferable because the degree of curing can be easily adjusted. The composition of the adhesive constituting the adhesive layer 16 is not particularly limited, and examples thereof include an acrylic adhesive and an epoxy adhesive. Cure (solidify) the adhesive
Then, the adhesive layer 16 is formed. How to cure the adhesive
This is performed according to the type and characteristics of the adhesive. For example, when the adhesive is an ultraviolet curable adhesive, it is cured by irradiating ultraviolet rays from the outer surface of the tube 7, and when the adhesive is a thermosetting adhesive, it is cured by heating from the outer surface of the tube 7. Let it. When the ultraviolet-curable adhesive is cured, the degree of curing can be adjusted by appropriately adjusting the irradiation amount of ultraviolet rays.
【００７０】誘導部６は、カテーテル５の先端を目的の
血管部位に誘導する、いわゆるガイドワイヤとして機能
する。誘導部６は、剛性の高い本体部６２ａと、本体部
６２ａより細径であり剛性の低い先端部６２ｂとが一体
に形成された内芯６２と、内芯６２の先端部６２ｂを被
覆する合成樹脂被膜６３とを備えている。The guiding section 6 functions as a so-called guide wire for guiding the distal end of the catheter 5 to a target blood vessel site. The guide portion 6 is a composite that covers the distal end portion 62b of the inner core 62 and the inner core 62 in which a main body portion 62a having high rigidity, a distal end portion 62b having a smaller diameter than the main body portion 62 and having low rigidity are integrally formed. And a resin coating 63.
【００７１】内芯６２は、本体部６２ａと先端部６２ｂ
とを有しており一体に形成されている。先端部６２ｂ
は、図１０に示すように本体部６２ａの先端より先端に
向かって段階的に細径となるように形成されており、本
体部６２ａより先端部６２ｂの剛性が低いものとされて
いる。このように、内芯６２の先端部６２ｂを徐々に細
径とすることにより、先端に力がかかると先端部６２ｂ
が徐々に曲がるので、操作性が向上する。The inner core 62 includes a main body 62a and a tip 62b.
And are integrally formed. Tip 62b
As shown in FIG. 10, the main body 62a is formed so as to gradually decrease in diameter from the front end to the front end, and the rigidity of the front end 62b is lower than that of the main body 62a. In this manner, by gradually reducing the diameter of the distal end portion 62b of the inner core 62, when a force is applied to the distal end, the distal end portion 62b
Is gradually bent, so that operability is improved.
【００７２】この実施例の超音波カテーテル５に用いら
れている内芯６２の先端部６２ｂは、板状部６４と、こ
の板状部６４と連続する第１の直線部と、この直線部と
連続するとともに先端に向かって縮径するテーパー部と
を備えている。特に、図１０に示す実施例では、内芯６
２の先端部６２ｂは、板状部６４より基端側に形成され
かつ板状部６４と連続する第１の直線部と、第１の直線
部と連続するとともに、先端に向かって縮径する第１の
テーパー部と、第１のテーパー部と連続する第２の直線
部と、第２の直線部と連続し、かつ先端に向かって縮径
する第２のテーパー部と、第２のテーパー部と連続する
第３の直線部、さらに、第３の直線部と連続し、かつ先
端に向かって縮径する第３のテーパー部を備えている。
なお、板状部６４と連続する部分（第１の直線部）は、
上述した実施例のような直線部となっているものでな
く、テーパー部となっていてもよい。The distal end portion 62b of the inner core 62 used in the ultrasonic catheter 5 of this embodiment has a plate-like portion 64, a first linear portion continuous with the plate-like portion 64, and a linear portion. And a tapered portion that is continuous and decreases in diameter toward the tip. In particular, in the embodiment shown in FIG.
The second distal end portion 62b is formed on the base end side of the plate-shaped portion 64 and is continuous with the plate-shaped portion 64, and is continuous with the first linear portion, and is reduced in diameter toward the distal end. A first taper portion, a second linear portion continuous with the first taper portion, a second taper portion continuous with the second linear portion and reduced in diameter toward the distal end, and a second taper And a third tapered portion continuous with the third straight portion and having a diameter reduced toward the distal end.
Note that a portion (first straight portion) continuous with the plate portion 64 is
Instead of a straight portion as in the above-described embodiment, a tapered portion may be used.
【００７３】そして、内芯６２の先端に形成されている
板状部６４は、第１の直線部を押し潰すこと（圧延する
こと）により形成されており、この結果、図６に示すも
のと同様に、板状部６４は、直線部の外径より薄く、か
つ、幅は、図３に示すものと同様に直線部の外径より広
くなっている。このように、内芯６２の先端を平板状と
することにより、内芯６２の先端はより柔軟になってい
る。そして、この平板部を設けることにより、内芯６２
の先端の外面積が広くなり、樹脂被膜との接触面積が増
加し、樹脂被膜の付着保持が確実となる。なお、表面積
は減少するが、先端を上記のように板状とするととも
に、さらに、幅を直線部（板状部と連続する部分）の外
径と同じ程度とするためにエッチングしてもよい。この
ようにすることにより、内芯６２の先端をより柔軟にす
ることができる。The plate-like portion 64 formed at the tip of the inner core 62 is formed by crushing (rolling) the first straight portion. As a result, the plate-like portion 64 shown in FIG. Similarly, the plate-like portion 64 is thinner than the outer diameter of the straight portion, and has a width wider than the outer diameter of the straight portion, as shown in FIG. As described above, by making the tip of the inner core 62 flat, the tip of the inner core 62 is more flexible. By providing this flat plate portion, the inner core 62
The outer area of the tip of the resin film becomes large, the contact area with the resin film increases, and the adhesion and holding of the resin film are ensured. Although the surface area is reduced, the tip may be plate-shaped as described above, and furthermore, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion continuous with the plate-shaped portion). . By doing so, the distal end of the inner core 62 can be made more flexible.
【００７４】内芯６２としては、ステンレス鋼が好適に
使用される。内芯６２の本体部６２ａの外径は、０．０
５〜０．２ｍｍであり、好ましくは、０．１〜０．１５
ｍｍであり、長さは、５〜２０ｍｍであり、好ましく
は、７〜１５ｍｍである。また、内芯６２の先端部６２
ｂの長さは、５〜２５ｍｍであり、好ましくは、１０〜
２０ｍｍである。また、内芯６２の先端部６２ｂの最小
外径（板状部６４を除く）は、４０〜３００μｍであ
り、好ましくは、５０〜２５０μｍである。そして、板
状部６４の長さは、５〜５０ｍｍであり、好ましくは、
１０〜３０ｍｍであり、厚さは、１５〜１２０μｍであ
り、好ましくは、２０〜９０μｍであり、幅は、４５〜
３８０μｍであり、好ましくは、５５〜３００μｍであ
る。また、板状部６４は、上述したような平板状のもの
に限定されるものではなく、断面が、楕円状となってい
るもの、逆に、板状部６４の上面もしくは下面または両
者が凹面になったものなどでもよい。As the inner core 62, stainless steel is preferably used. The outer diameter of the main body 62a of the inner core 62 is 0.0
5 to 0.2 mm, preferably 0.1 to 0.15
mm, and the length is 5 to 20 mm, preferably 7 to 15 mm. In addition, the tip portion 62 of the inner core 62
The length of b is 5 to 25 mm, preferably 10 to
20 mm. The minimum outer diameter (excluding the plate-like portion 64) of the distal end portion 62b of the inner core 62 is 40 to 300 μm, and preferably 50 to 250 μm. And the length of the plate-shaped portion 64 is 5 to 50 mm, preferably,
10 to 30 mm, the thickness is 15 to 120 μm, preferably 20 to 90 μm, and the width is 45 to
It is 380 μm, preferably 55-300 μm. Further, the plate-shaped portion 64 is not limited to the flat plate-shaped one as described above, and has a cross section of an elliptical shape. It may be something that has become.
【００７５】さらに、図７に示したもののように、板状
部６４は、先端に向かって肉薄となるものでもよい。こ
のようにすればより先端を柔軟なものとすることができ
る。この場合、同一外径の部分を押し潰す（圧延する）
ことによりこの板状部６４を形成すると、幅は、図８に
示すものと同様に、先端に向かって広がるものとなる。
そして、この場合においても、幅を直線部（板状部と連
続する部分）の外径と同じ程度とするためにエッチング
してもよい。このようにすることにより、内芯６２の先
端をより柔軟にすることができる。また、内芯６２の本
体部６２ａ、先端部６２ｂおよび板状部６４の寸法は、
必ずしも上述寸法である必要はなく一部分であってもよ
い。Further, as shown in FIG. 7, the plate portion 64 may be thinner toward the tip. In this way, the tip can be made more flexible. In this case, crush (roll) the parts with the same outer diameter
When the plate-like portion 64 is formed in this way, the width becomes wider toward the front end as in the case shown in FIG.
Also in this case, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion that is continuous with the plate-shaped portion). By doing so, the distal end of the inner core 62 can be made more flexible. The dimensions of the main body portion 62a, the distal end portion 62b, and the plate portion 64 of the inner core 62 are as follows.
It is not always necessary to have the dimensions described above, and it may be a part.
【００７６】そして、内芯６２は、合成樹脂により被覆
されている。この実施例では、合成樹脂被膜６３は、上
層となるとともに、７０重量％以上のＸ線不透過物質を
含有する合成樹脂により形成された第１の合成樹脂層６
３ａと、この第１の合成樹脂層６３ａと内芯６２の先端
間に位置する第２の合成樹脂層６３ｂとを備えている。The inner core 62 is covered with a synthetic resin. In this embodiment, the synthetic resin film 63 serves as an upper layer and is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance.
3a and a second synthetic resin layer 63b located between the first synthetic resin layer 63a and the tip of the inner core 62.
【００７７】第１の合成樹脂層６３ａに用いられる合成
樹脂としては、上述した第１の合成樹脂層３ａに用いら
れる合成樹脂が好適に使用できる。また、合成樹脂に添
加されるＸ線不透過物質としては、例えばタングステ
ン、硫酸バリウム、ビスマス、金、白金等の金属単体も
しくは化合物による微小粒体が好ましい。Ｘ線不透過物
質の粒径としては、１〜４μｍが好適である。そして、
合成樹脂中のＸ線不透過物質含有量は、７０重量％以上
であり、特に、７０〜８５重量％であることが好まし
い。より好ましくは、７５〜８５重量％である。As the synthetic resin used for the first synthetic resin layer 63a, the above-described synthetic resin used for the first synthetic resin layer 3a can be suitably used. Further, as the X-ray opaque substance added to the synthetic resin, for example, fine particles of a simple metal or a compound such as tungsten, barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferable. The particle size of the radiopaque material is preferably from 1 to 4 μm. And
The content of the X-ray opaque substance in the synthetic resin is 70% by weight or more, and particularly preferably 70 to 85% by weight. More preferably, it is 75 to 85% by weight.
【００７８】また、内芯６２を被覆する合成樹脂被膜
（第１の合成樹脂層６３ａ）は、図１０に示すように、
先端部６２ｂにおいてほぼ均一の外径を有している。こ
れにより、内芯６２の先端部６２ｂに設けられた段差等
が超音波カテーテルの外面形状に影響しないものとなっ
ている。ほぼ均一とは、完全な均一なものに限らず若干
先端部が細径となっていてもよい。このように、先端部
６２ｂまでをほぼ均一とすることにより、超音波カテー
テルの先端が血管内壁に与えるおそれのある損傷を少な
くすることができる。合成樹脂被膜の外径は、２００〜
５００μｍ程度が好適であり、特に、２３０〜４６０μ
ｍが好適である。また、本体部６２ａ上での合成樹脂被
膜の肉厚は、１００〜１５０μｍ程度が好適である。Further, as shown in FIG. 10, the synthetic resin film (first synthetic resin layer 63a) covering the inner core 62 is formed as follows.
The tip portion 62b has a substantially uniform outer diameter. Thus, a step or the like provided at the distal end portion 62b of the inner core 62 does not affect the outer shape of the ultrasonic catheter. The term “substantially uniform” is not limited to complete uniformity, but may have a slightly smaller tip end. In this way, by making the distal end portion 62b substantially uniform, it is possible to reduce damage that the distal end of the ultrasonic catheter may cause to the inner wall of the blood vessel. The outer diameter of the synthetic resin film is 200-
About 500 μm is preferable, and especially 230 to 460 μm.
m is preferred. The thickness of the synthetic resin film on the main body 62a is preferably about 100 to 150 μm.
【００７９】また、第２の合成樹脂層６３ｂに用いられ
る合成樹脂としては、上述した第２の合成樹脂層３ｂを
形成する合成樹脂（第２の合成樹脂）において説明した
ものが好適に使用できる。そして、第２の合成樹脂層６
３ｂを形成する合成樹脂（第２の合成樹脂）は、第１の
合成樹脂層６３ａを構成する合成樹脂（第１の合成樹
脂）と相溶性の良い材料を選択することが好ましい。相
溶性が良いとは、熱力学的な相互溶解性が良好であるこ
とを示すものであり、言い換えれば、硬化後両者間にお
いて分離しないことを示すものである。この点について
も、上述したものと同じである。As the synthetic resin used for the second synthetic resin layer 63b, those described for the synthetic resin (second synthetic resin) forming the second synthetic resin layer 3b can be suitably used. . Then, the second synthetic resin layer 6
As the synthetic resin (second synthetic resin) forming 3b, it is preferable to select a material having good compatibility with the synthetic resin (first synthetic resin) forming the first synthetic resin layer 63a. Good compatibility means that thermodynamic mutual solubility is good. In other words, it means that there is no separation between the two after curing. This is also the same as described above.
【００８０】さらに、第２の合成樹脂層６３ｂもＸ線不
透過物質を含有していてもよい。第２の合成樹脂層６３
ｂのＸ線不透過物質の含有量は、第１の合成樹脂層のＸ
線不透過物質の含有量よりも低いものとすることが必要
である。Ｘ線不透過物質としては、例えばタングステ
ン、硫酸バリウム、ビスマス、金、白金等の金属単体も
しくは化合物による微小粒体が好ましい。Ｘ線不透過物
質の粒径としては、１〜５μｍが好適である。そして、
第２の合成樹脂中のＸ線不透過物質含有量は、４０重量
％以下であり、特に、３０重量％以下であることが好ま
しい。より好ましくは、２０重量％以下である。そし
て、第２の合成樹脂層６３ｂは、内芯６２の先端部６２
ｂを厚さ１〜１０μｍ程度で被覆している。なお、第２
の合成樹脂は、内芯６２の全体を被包していてもよい。Further, the second synthetic resin layer 63b may also contain an X-ray opaque substance. Second synthetic resin layer 63
The content of the X-ray opaque substance b
It is necessary that the content be lower than the content of the radiopaque material. As the X-ray opaque substance, for example, fine particles of a single metal or a compound such as tungsten, barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferable. The particle size of the X-ray opaque substance is preferably from 1 to 5 μm. And
The content of the X-ray opaque substance in the second synthetic resin is 40% by weight or less, particularly preferably 30% by weight or less. More preferably, it is at most 20% by weight. Then, the second synthetic resin layer 63 b
b is coated with a thickness of about 1 to 10 μm. The second
May cover the entire inner core 62.
【００８１】さらに、合成樹脂被膜の外面には、ヘパリ
ン、ウロキナーゼ等の抗凝固剤、ウレタンとシリコーン
のブロック共重合体（登録商標 アブコサン）、ヒドロ
キシエチルメタクリレート−スチレン共重合体等の抗血
栓材料をコーティングしてもよい。Further, on the outer surface of the synthetic resin film, an anticoagulant such as heparin or urokinase, an antithrombotic material such as a block copolymer of urethane and silicone (registered trademark Abucosan) or a hydroxyethyl methacrylate-styrene copolymer is used. It may be coated.
【００８２】また、合成樹脂被膜（第２の合成樹脂層６
３ｂ）は、内芯６２に密着するとともに、内芯６２の先
端部６２ｂにおいて固着されていることが好ましい。ま
た、合成樹脂被膜２を中空管で形成し、内芯６２の先端
部６２ｂまたは内芯６２の適当な部分で、内芯６２と接
着もしくは溶融成形により固定してもよい。そして、超
音波カテーテルの先端は血管壁の損傷の防止、さらに超
音波カテーテルの操作性向上のために、図１０に示すよ
うに半球状等の曲面となっていることが好ましい。さら
に、合成樹脂被膜の外部に露出されている部分の表面に
潤滑性物質が固定されていることが好ましい。潤滑性物
質としては、上述したものが使用できる。The synthetic resin film (the second synthetic resin layer 6)
It is preferable that 3b) is in close contact with the inner core 62 and is fixed at the distal end portion 62b of the inner core 62. Alternatively, the synthetic resin film 2 may be formed of a hollow tube, and may be fixed to the inner core 62 by bonding or melt molding at an end portion 62b of the inner core 62 or an appropriate portion of the inner core 62. The distal end of the ultrasonic catheter preferably has a curved surface such as a hemisphere as shown in FIG. 10 in order to prevent damage to the blood vessel wall and further improve the operability of the ultrasonic catheter. Further, it is preferable that a lubricating substance is fixed on the surface of the portion exposed to the outside of the synthetic resin film. As the lubricating substance, those described above can be used.
【００８３】Ｘ線造影コイル９は、チューブ７の縮径部
３１の外周に巻き付けられた線状体で構成されている。
これによりＸ線透視下における超音波カテーテル５の生
体内での位置、特に超音波カテーテル５の先端部の位置
を確認することができる。Ｘ線造影コイル９の材料とし
ては、Ｘ線造影性を有する金、銀、白金、タングステ
ン、パラジウムまたはそれらの合金、炭酸バリウム、硫
酸バリウムが挙げられる。この場合、線状体の巻き付け
は、図１０のような一重巻きに限らず、多重巻きであっ
てもよい。The X-ray contrast coil 9 is composed of a linear body wound around the outer circumference of the reduced diameter portion 31 of the tube 7.
Thereby, the position of the ultrasonic catheter 5 in the living body under X-ray fluoroscopy, particularly, the position of the distal end of the ultrasonic catheter 5 can be confirmed. Examples of the material of the X-ray imaging coil 9 include gold, silver, platinum, tungsten, palladium or alloys thereof, barium carbonate, and barium sulfate having X-ray imaging properties. In this case, the winding of the linear body is not limited to the single winding as shown in FIG. 10, but may be a multiple winding.
【００８４】また誘導部６より基端側には、Ｘ線造影コ
イル１０、１１が設けられている。本実施例においてＸ
線造影コイル１０は、チューブ７の内周面に沿って螺旋
状に巻回されたコイル（弾性体）で構成されている。Ｘ
線造影コイル１１も同様に螺旋状に巻回されたコイルで
構成されている。これらのコイルの構成材料としては、
前述したＸ線造影コイル９の構成材料と同様のものが挙
げられる。なお、Ｘ線造影コイル１０は、その先端が接
着剤層１６中に埋設され、固定されている。そしてＸ線
造影コイル１１は、ハウジング１４の先端に固着され、
前記コイル１０の内側に挿入されるように設けられてい
る。Further, X-ray contrast coils 10 and 11 are provided on the base end side of the guiding section 6. In this embodiment, X
The linear contrast coil 10 is configured by a coil (elastic body) spirally wound along the inner peripheral surface of the tube 7. X
The linear contrast coil 11 is also formed of a spirally wound coil. As a constituent material of these coils,
The same material as the constituent material of the X-ray contrast coil 9 described above can be used. The X-ray contrast coil 10 has its tip buried and fixed in the adhesive layer 16. Then, the X-ray contrast coil 11 is fixed to the tip of the housing 14,
It is provided so as to be inserted inside the coil 10.
【００８５】また、接着剤層１６内には、誘導部６に沿
って、チューブ７の内部と外部とを連通する通路（流
路）１２が設けられている。この通路１２は、例えば、
チューブ７内に超音波伝達液（プライミング液）を充填
する際に、該超音波伝達液を供給するための流路（プラ
イミングポート）として使用される。なお、超音波伝達
液を超音波カテーテル５の基端側から注入する場合に
は、この通路１２は、チューブ７内の空気を排出する排
気口として機能する。なお前記通路１２の製造方法はま
ずこの誘導部６の挿入とともに、誘導部６に沿って通路
形成部材（図示せず）をチューブ７内に挿入する。この
通路形成部材としては、各種金属材料や硬質樹脂等で構
成された線状体が用いられる。そしてチューブ７の開口
部から接着剤（図示せず）を注入する。接着剤（図示せ
ず）が固化後、通路形成部材を抜き取り、前記通路が作
製される。また、通路形成部材は、これを除去する際に
接着剤層１６から容易に剥離するよう、その表面に例え
ばシリコーンのような剥離剤を塗布しておくのが好まし
い。なお、図１０では、通路１２は接着剤層１６内に形
成されているが、これに限らず、例えば、誘導部６の内
部や、チューブ７および外装チューブ８の側壁に形成さ
れていてもよい。さらに超音波カテーテル５の外表面に
も、上述したような抗血栓材料をコーティングしてもよ
く、また、上述した潤滑性物質を被覆してもよい。Further, in the adhesive layer 16, along the guide portion 6, a passage (flow path) 12 for communicating the inside and the outside of the tube 7 is provided. This passage 12 is, for example,
When filling the tube 7 with the ultrasonic transmission liquid (priming liquid), it is used as a flow path (priming port) for supplying the ultrasonic transmission liquid. When the ultrasonic transmission liquid is injected from the proximal end side of the ultrasonic catheter 5, the passage 12 functions as an exhaust port for discharging air in the tube 7. In the method of manufacturing the passage 12, first, a passage forming member (not shown) is inserted into the tube 7 along the guide 6 with the insertion of the guide 6. As this passage forming member, a linear body made of various metal materials, hard resin, or the like is used. Then, an adhesive (not shown) is injected from the opening of the tube 7. After the adhesive (not shown) is solidified, the passage forming member is extracted, and the passage is formed. Further, it is preferable that a release agent such as silicone is applied to the surface of the passage forming member so that the passage forming member is easily separated from the adhesive layer 16 when the passage forming member is removed. In FIG. 10, the passage 12 is formed in the adhesive layer 16. However, the invention is not limited thereto. For example, the passage 12 may be formed in the guide portion 6 or on the side walls of the tube 7 and the outer tube 8. . Further, the outer surface of the ultrasonic catheter 5 may be coated with the above-described antithrombotic material, or may be coated with the above-mentioned lubricating substance.
【００８６】次に、本発明の医療用ワイヤを拡張体付カ
テーテルに応用した実施例について説明する。図１１
は、本発明の医療用ワイヤを拡張体付カテーテルに応用
した実施例の外観図である。図１２は、図１１の拡張体
付カテーテルの先端部の拡大断面図である。拡張体付カ
テーテル４０は、先端部に設けられた拡張可能な拡張体
４８と、拡張体４８を拡張させるための流体流通用ルー
メン４６と、先端を形成する誘導部６を備える。誘導部
６は、剛性の高い本体部６２ａと、本体部６２ａより細
径であり剛性の低い先端部６２ｂとが一体に形成された
内芯６２と、内芯６２の先端部６２ｂを被覆する合成樹
脂被膜６３とを備え、さらに、内芯６２の先端部６２ｂ
は、薄板状に形成された板状部６４を備え、かつ合成樹
脂被膜６３は、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含有
する合成樹脂により形成されている。Next, an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a catheter with an expandable body will be described. FIG.
1 is an external view of an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a catheter with an expandable body. FIG. 12 is an enlarged sectional view of a distal end portion of the catheter with an expandable body in FIG. 11. The catheter with expandable body 40 includes an expandable expandable body 48 provided at the distal end portion, a fluid flow lumen 46 for expanding the expandable body 48, and the guide section 6 forming a distal end. The guide portion 6 is a composite that covers the distal end portion 62b of the inner core 62 and the inner core 62 in which a main body portion 62a having high rigidity, a distal end portion 62b having a smaller diameter than the main body portion 62 and having low rigidity are integrally formed. A resin coating 63, and further, a tip 62 b of the inner core 62.
Has a plate-like portion 64 formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film 63 is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance.
【００８７】この実施例の拡張体付カテーテル４０は、
内部にルーメン４６を形成し、先端部に開口５０を有す
る可撓性管状体４２により形成されたカテーテル本体部
４４と、カテーテル本体部４４の先端に取り付けられ
た、拡張体付カテーテルを誘導するための、本発明の医
療用ワイヤである誘導部６、先端部および基端部を有
し、基端部がカテーテル本体部４４に取り付けられ、先
端部に誘導部６が取り付けられ、さらに開口５０にてル
ーメン４６と連通している拡張体４８、カテーテル本体
部４４の基端に取り付けられたハブ４５を備えている。The catheter with expandable body 40 of this embodiment is
For guiding a catheter body 44 formed by a flexible tubular body 42 having a lumen 46 formed therein and having an opening 50 at the distal end, and a catheter with an expandable body attached to the distal end of the catheter main body 44. The medical device according to the present invention has a guiding portion 6, a distal end portion, and a proximal end portion. The proximal end portion is attached to the catheter body 44, the guiding portion 6 is attached to the distal end portion, and And a hub 45 attached to the proximal end of the catheter body 44.
【００８８】カテーテル本体部４４は、可撓性管状体４
２とこの可撓性管状体４２の表面を被覆する合成樹脂層
４３とからなる。また、合成樹脂層４３は、必ずしも設
ける必要はないが、可撓性管状体４２の表面への血液の
付着の抑制、さらには、後述する拡張体の固着を容易な
ものとするために設けることが好ましい。The catheter body 44 is made of a flexible tubular body 4.
2 and a synthetic resin layer 43 covering the surface of the flexible tubular body 42. Further, the synthetic resin layer 43 is not necessarily provided, but is provided to suppress the adhesion of blood to the surface of the flexible tubular body 42 and to facilitate the fixation of the expansion body described later. Is preferred.
【００８９】可撓性管状体４２としては、４９〜５８原
子％ＮｉのＴｉＮｉ合金、３８．５〜４１．５重量％Ｚ
ｎのＣｕ−Ｚｎ合金、１〜１０重量％ＸのＣｕ−Ｚｎ−
Ｘ合金（Ｘ＝Ｂｅ，Ｓｉ，Ｓｎ，Ａｌ，Ｇａ）、３６〜
３８原子％ＡｌのＮｉ−Ａｌ合金等の超弾性金属管、ス
テンレス鋼管が好適に使用される。特に好ましくは、上
記のＴｉＮｉ合金である。そして、可撓性管状体４２
は、外径０．６〜２．０ｍｍ、好ましくは０．８〜１．
６ｍｍ、肉厚５０〜２００μｍ、好ましくは８０〜１５
０μｍのものであり、長さは、５００〜４０００ｍｍ、
より好ましくは１０００〜３０００ｍｍ、座屈強度（負
荷時の降伏応力）は、５〜２００ｋｇ／ｍｍ2（２２
℃）、より好ましくは、８〜１５０ｋｇ／ｍｍ2、復元
応力（除荷時の降伏応力）は、３〜１８０ｋｇ／ｍｍ2
（２２℃）、より好ましくは、５〜１３０ｋｇ／ｍｍ2
である。外管６３としては、外径が０．６０〜２．００
ｍｍ、好ましくは０．８０〜１．６０ｍｍであり、内径
が０．５０〜１．９０ｍｍ、好ましくは０．６０〜１．
４０ｍｍである。肉厚は０．０５〜０．７５ｍｍ、好ま
しくは０．１〜０．３ｍｍである。また、可撓性管状体
４２の先端部の側面には、開口５０が複数設けられてい
る。そして、合成樹脂層４３は、可撓性管状体４２の全
体を被覆している。As the flexible tubular member 42, a TiNi alloy of 49 to 58 atomic% Ni, 38.5 to 41.5% by weight Z
n-Cu-Zn alloy, 1-10 wt% X Cu-Zn-
X alloy (X = Be, Si, Sn, Al, Ga), 36-
A superelastic metal tube such as a 38 atomic% Al-Ni-Al alloy or a stainless steel tube is preferably used. Particularly preferred is the above-mentioned TiNi alloy. Then, the flexible tubular body 42
Has an outer diameter of 0.6 to 2.0 mm, preferably 0.8 to 1.
6 mm, wall thickness 50-200 μm, preferably 80-15
0 μm, the length is 500-4000 mm,
More preferably, the buckling strength (yield stress under load) is in the range of 5 to 200 kg / mm 2 (22
C), more preferably 8 to 150 kg / mm 2 , and the restoring stress (yield stress at the time of unloading) is 3 to 180 kg / mm 2.
(22 ° C), more preferably 5 to 130 kg / mm 2
It is. The outer diameter of the outer tube 63 is 0.60 to 2.00.
mm, preferably 0.80 to 1.60 mm, and an inner diameter of 0.50 to 1.90 mm, preferably 0.60 to 1.60 mm.
40 mm. The thickness is 0.05 to 0.75 mm, preferably 0.1 to 0.3 mm. A plurality of openings 50 are provided on the side surface of the distal end portion of the flexible tubular body 42. Then, the synthetic resin layer 43 covers the entire flexible tubular body 42.
【００９０】合成樹脂層４３としては、例えば、ポリオ
レフィン（例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、エ
チレンープロピレン共重合体など）、ポリ塩化ビニル、
エチレン−酢酸ビニル共重合体、ポリアミドエラストマ
ー、ポリウレタン等の熱可塑性樹脂、フッ素樹脂、シリ
コーンゴム等が使用でき、好ましくは、ポリオレフィ
ン、ポリアミドエラストマーあるいはポリウレタンであ
る。そして、合成樹脂層４３は、可撓性管状体４２の湾
曲の妨げにならない程度に柔軟であることが好ましい。
合成樹脂層４３の肉厚は０．００５〜０．３ｍｍ、好ま
しくは、０．０１〜０．２ｍｍである。さらに、合成樹
脂層４３の外面に、上述したような抗血栓材料をコーテ
ィングしてもよく、また、上述した潤滑性物質を被覆し
てもよい。As the synthetic resin layer 43, for example, polyolefin (for example, polyethylene, polypropylene, ethylene-propylene copolymer, etc.), polyvinyl chloride,
A thermoplastic resin such as an ethylene-vinyl acetate copolymer, a polyamide elastomer, and polyurethane, a fluororesin, a silicone rubber, and the like can be used, and a polyolefin, a polyamide elastomer, or a polyurethane is preferable. It is preferable that the synthetic resin layer 43 is flexible enough not to hinder the bending of the flexible tubular body 42.
The thickness of the synthetic resin layer 43 is 0.005 to 0.3 mm, preferably 0.01 to 0.2 mm. Further, the outer surface of the synthetic resin layer 43 may be coated with the above-described antithrombotic material, or may be coated with the above-mentioned lubricating substance.
【００９１】そして、カテーテル本体部４４の先端に
は、誘導部６が固定されている。これは拡張体付カテー
テル４０の先端を目的の血管部位に誘導するためのもの
である。誘導部６は、カテーテル４０の先端を目的の血
管部位に誘導する、いわゆるガイドワイヤとして機能す
る。誘導部６は、剛性の高い本体部６２ａと、本体部６
２ａより細径であり剛性の低い先端部６２ｂとが一体に
形成された内芯６２と、内芯６２の先端部６２ｂを被覆
する合成樹脂被膜３とを備えている。内芯６２は、本体
部６２ａと先端部６２ｂとを有しており一体に形成され
ている。先端部６２ｂは、図１２に示すように本体部６
２ａの先端より先端に向かって段階的に細径となるよう
に形成されており、本体部６２ａより先端部６２ｂの剛
性が低いものとされている。このように、内芯６２の先
端部６２ｂを徐々に細径とすることにより、先端に力が
かかると先端部６２ｂが徐々に曲がるので、操作性が向
上する。The guiding section 6 is fixed to the distal end of the catheter body 44. This is for guiding the distal end of the expandable catheter 40 to a target blood vessel site. The guiding portion 6 functions as a so-called guide wire for guiding the distal end of the catheter 40 to a target blood vessel site. The guide portion 6 includes a main body portion 62a having high rigidity and a main body portion 6a.
The inner core 62 is formed integrally with a distal end portion 62b having a diameter smaller than 2a and a low rigidity, and the synthetic resin coating 3 covering the distal end portion 62b of the inner core 62. The inner core 62 has a main body portion 62a and a distal end portion 62b, and is formed integrally. The distal end portion 62b is connected to the main body portion 6 as shown in FIG.
2a is formed so as to gradually decrease in diameter from the front end to the front end, and the rigidity of the front end portion 62b is lower than that of the main body portion 62a. As described above, by gradually reducing the diameter of the distal end portion 62b of the inner core 62, when a force is applied to the distal end, the distal end portion 62b is gradually bent, thereby improving operability.
【００９２】この実施例の拡張体付カテーテル４０に用
いられている内芯６２の先端部６２ｂは、板状部６４
と、この板状部６４と連続する第１の直線部と、この直
線部と連続するとともに先端に向かって縮径するテーパ
ー部を備えている。特に、図１０に示す実施例では、内
芯６２の先端部６２ｂは、板状部６４より基端側に形成
されかつ板状部６４と連続する第１の直線部と、第１の
直線部と連続するとともに、先端に向かって縮径する第
１のテーパー部と、第１のテーパー部と連続する第２の
直線部と、第２の直線部と連続し、かつ先端に向かって
縮径する第２のテーパー部と、第２のテーパー部と連続
する第３の直線部、さらに、第３の直線部と連続し、か
つ先端に向かって縮径する第３のテーパー部を備えてい
る。なお、板状部６４と連続する部分（第１の直線部）
は、上述した実施例のような直線部となっているもので
なく、テーパー部となっていてもよい。The distal end portion 62b of the inner core 62 used in the catheter with expandable body 40 of this embodiment is
And a first linear portion which is continuous with the plate-shaped portion 64, and a tapered portion which is continuous with the linear portion and whose diameter is reduced toward the distal end. In particular, in the embodiment shown in FIG. 10, the distal end portion 62 b of the inner core 62 is formed on the base end side of the plate-like portion 64 and is continuous with the plate-like portion 64, and the first linear portion And a first tapered portion that decreases in diameter toward the distal end, a second linear portion that is continuous with the first tapered portion, and a continuous diameter that is continuous with the second linear portion and reduces in diameter toward the distal end. A second tapered portion, a third straight portion continuous with the second tapered portion, and a third tapered portion continuous with the third straight portion and reduced in diameter toward the distal end. . In addition, the part (1st linear part) following the plate-shaped part 64
Is not a linear portion as in the above-described embodiment, but may be a tapered portion.
【００９３】そして、内芯６２の先端に形成されている
板状部６４は、第１の直線部を押し潰すこと（圧延する
こと）により形成されており、この結果、図６に示すも
のと同様に、板状部６４は、直線部の外径より薄く、か
つ、幅は、図３に示すものと同様に直線部の外径より広
くなっている。このように、内芯６２の先端を平板状と
することにより、内芯６２の先端はより柔軟になってい
る。そして、この平板部を設けることにより、内芯６２
の先端の外面積が広くなり、樹脂被膜との接触面積が増
加し、樹脂被膜の付着保持が確実となる。なお、表面積
は減少するが、先端を上記のように板状とするととも
に、さらに、幅を直線部（板状部と連続する部分）の外
径と同じ程度とするためにエッチングしてもよい。この
ようにすることにより、内芯６２の先端をより柔軟にす
ることができる。The plate-like portion 64 formed at the tip of the inner core 62 is formed by crushing (rolling) the first straight portion. As a result, the plate-like portion 64 shown in FIG. Similarly, the plate-like portion 64 is thinner than the outer diameter of the straight portion, and has a width wider than the outer diameter of the straight portion, as shown in FIG. As described above, by making the tip of the inner core 62 flat, the tip of the inner core 62 is more flexible. By providing this flat plate portion, the inner core 62
The outer area of the tip of the resin film becomes large, the contact area with the resin film increases, and the adhesion and holding of the resin film are ensured. Although the surface area is reduced, the tip may be plate-shaped as described above, and furthermore, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion continuous with the plate-shaped portion). . By doing so, the distal end of the inner core 62 can be made more flexible.
【００９４】内芯６２としては、ステンレス鋼が好適に
使用される。内芯６２の本体部６２ａの外径は、０．０
５〜０．２ｍｍであり、好ましくは、０．１〜０．１５
ｍｍであり、長さは、５〜２０ｍｍであり、好ましく
は、７〜１５ｍｍである。また、内芯６２の先端部６２
ｂの長さは、５〜２５ｍｍであり、好ましくは、１０〜
２０ｍｍである。また、内芯６２の先端部６２ｂの最小
外径（板状部６４を除く）は、４０〜３００μｍであ
り、好ましくは、５０〜２５０μｍである。そして、板
状部６４の長さは、５〜５０ｍｍであり、好ましくは、
１０〜３０ｍｍであり、厚さは、１５〜１２０μｍであ
り、好ましくは、２０〜９０μｍであり、幅は、４５〜
３８０μｍであり、好ましくは、５５〜３００μｍであ
る。As the inner core 62, stainless steel is preferably used. The outer diameter of the main body 62a of the inner core 62 is 0.0
5 to 0.2 mm, preferably 0.1 to 0.15
mm, and the length is 5 to 20 mm, preferably 7 to 15 mm. In addition, the tip portion 62 of the inner core 62
The length of b is 5 to 25 mm, preferably 10 to
20 mm. The minimum outer diameter (excluding the plate-like portion 64) of the distal end portion 62b of the inner core 62 is 40 to 300 μm, and preferably 50 to 250 μm. And the length of the plate-shaped portion 64 is 5 to 50 mm, preferably,
10 to 30 mm, the thickness is 15 to 120 μm, preferably 20 to 90 μm, and the width is 45 to
It is 380 μm, preferably 55-300 μm.
【００９５】また、板状部６４は、上述したような平板
状のものに限定されるものではなく、断面が、楕円状と
なっているもの、逆に、板状部６４の上面もしくは下面
または両者が凹面になったものなどでもよい。さらに、
図７に示したもののように、板状部６４は、先端に向か
って肉薄となるものでもよい。このようにすればより先
端を柔軟なものとすることができる。この場合、同一外
径の部分を押し潰す（圧延する）ことによりこの板状部
６４を形成すると、幅は、図８に示すものと同様に、先
端に向かって広がるものとなる。そして、この場合にお
いても、幅を直線部（板状部と連続する部分）の外径と
同じ程度とするためにエッチングしてもよい。このよう
にすることにより、内芯６２の先端をより柔軟にするこ
とができる。また、内芯６２の本体部６２ａ、先端部６
２ｂおよび板状部６４の寸法は、必ずしも上述寸法であ
る必要はなく一部分であってもよい。The plate-like portion 64 is not limited to the above-described plate-like shape, but has an elliptical cross section. Both may be concave. further,
As shown in FIG. 7, the plate portion 64 may be thinner toward the tip. In this way, the tip can be made more flexible. In this case, when the plate-shaped portion 64 is formed by crushing (rolling) a portion having the same outer diameter, the width increases toward the tip end, as shown in FIG. Also in this case, etching may be performed to make the width approximately the same as the outer diameter of the linear portion (the portion that is continuous with the plate-shaped portion). By doing so, the distal end of the inner core 62 can be made more flexible. In addition, the main body 62 a of the inner core 62 and the tip 6
The dimensions of the 2b and the plate-shaped portion 64 do not necessarily have to be the dimensions described above, and may be a part.
【００９６】そして、内芯６２の先端部６２ｂは、合成
樹脂により被覆されている。この実施例では、合成樹脂
被膜６３は、上層となるとともに、７０重量％以上のＸ
線不透過物質を含有する合成樹脂により形成された第１
の合成樹脂層６３ａと、この第１の合成樹脂層６３ａと
内芯６２の先端間に位置する第２の合成樹脂層６３ｂと
を備えている。The tip 62b of the inner core 62 is covered with a synthetic resin. In this embodiment, the synthetic resin film 63 serves as an upper layer and has an X content of 70% by weight or more.
First formed of a synthetic resin containing a radiopaque material
And a second synthetic resin layer 63b located between the first synthetic resin layer 63a and the tip of the inner core 62.
【００９７】第１の合成樹脂層６３ａに用いられる合成
樹脂としては、上述した第１の合成樹脂層３ａに用いら
れる合成樹脂が好適に使用できる。また、合成樹脂に添
加されるＸ線不透過物質としては、例えばタングステ
ン、硫酸バリウム、ビスマス、金、白金等の金属単体も
しくは化合物による微小粒体が好ましい。Ｘ線不透過物
質の粒径としては、１〜４μｍが好適である。そして、
合成樹脂中のＸ線不透過物質含有量は、７０重量％以上
であり、特に、７０〜８５重量％であることが好まし
い。より好ましくは、７５〜８５重量％である。As the synthetic resin used for the first synthetic resin layer 63a, the above-described synthetic resin used for the first synthetic resin layer 3a can be preferably used. Further, as the X-ray opaque substance added to the synthetic resin, for example, fine particles of a simple metal or a compound such as tungsten, barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferable. The particle size of the radiopaque material is preferably from 1 to 4 μm. And
The content of the X-ray opaque substance in the synthetic resin is 70% by weight or more, and particularly preferably 70 to 85% by weight. More preferably, it is 75 to 85% by weight.
【００９８】また、内芯６２の先端部６２ｂを被覆する
合成樹脂被膜（第１の合成樹脂層６３ａ）は、図１２に
示すように、先端部６２ｂ部分においてほぼ均一の外径
を有している。これにより、内芯６２の先端部６２ｂに
設けられた段差等が拡張体付カテーテルの外面形状に影
響しないものとなっている。ほぼ均一とは、完全な均一
なものに限らず若干先端部が細径となっていてもよい。
このように、先端部までをほぼ均一とすることにより、
拡張体付カテーテルの先端が血管内壁に与えるおそれの
ある損傷を少なくすることができる。合成樹脂被膜の外
径は、２００〜５００μｍ程度が好適であり、特に、２
３０〜４６０μｍが好適である。また、合成樹脂被膜
は、本体部６２ａの先端部分を被覆するものであっても
よく、この場合には、本体部６２ａ上での合成樹脂被膜
の肉厚は、１００〜１５０μｍ程度が好適である。As shown in FIG. 12, the synthetic resin film (first synthetic resin layer 63a) covering the distal end portion 62b of the inner core 62 has a substantially uniform outer diameter at the distal end portion 62b. I have. Thus, a step or the like provided at the distal end portion 62b of the inner core 62 does not affect the outer shape of the catheter with an expandable body. The term “substantially uniform” is not limited to complete uniformity, but may have a slightly smaller tip end.
In this way, by making the tip end almost uniform,
Damage that the distal end of the dilatation catheter may cause to the inner wall of the blood vessel can be reduced. The outer diameter of the synthetic resin film is preferably about 200 to 500 μm,
30 to 460 μm is preferred. Further, the synthetic resin film may cover the tip portion of the main body 62a, and in this case, the thickness of the synthetic resin film on the main body 62a is preferably about 100 to 150 μm. .
【００９９】また、第２の合成樹脂層６３ｂに用いられ
る合成樹脂としては、上述した第２の合成樹脂層３ｂを
形成する合成樹脂（第２の合成樹脂）において説明した
ものが好適に使用できる。そして、第２の合成樹脂層６
３ｂを形成する合成樹脂（第２の合成樹脂）は、第１の
合成樹脂層６３ａを構成する合成樹脂（第１の合成樹
脂）と相溶性の良い材料を選択することが好ましい。相
溶性が良いとは、熱力学的な相互溶解性が良好であるこ
とを示すものであり、言い換えれば、硬化後両者間にお
いて分離しないことを示すものである。この点について
も、上述したものと同じである。As the synthetic resin used for the second synthetic resin layer 63b, those described for the synthetic resin (second synthetic resin) forming the second synthetic resin layer 3b can be suitably used. . Then, the second synthetic resin layer 6
As the synthetic resin (second synthetic resin) forming 3b, it is preferable to select a material having good compatibility with the synthetic resin (first synthetic resin) forming the first synthetic resin layer 63a. Good compatibility means that thermodynamic mutual solubility is good. In other words, it means that there is no separation between the two after curing. This is also the same as described above.
【０１００】さらに、第２の合成樹脂層６３ｂもＸ線不
透過物質を含有していてもよい。第２の合成樹脂層６３
ｂのＸ線不透過物質の含有量は、第１の合成樹脂層６３
ａのＸ線不透過物質の含有量よりも低いものとすること
が必要である。Ｘ線不透過物質としては、例えばタング
ステン、硫酸バリウム、ビスマス、金、白金等の金属単
体もしくは化合物による微小粒体が好ましい。Ｘ線不透
過物質の粒径としては、１〜５μｍが好適である。そし
て、第２の合成樹脂中のＸ線不透過物質含有量は、４０
重量％以下であり、特に、３０重量％以下であることが
好ましい。より好ましくは、２０重量％以下である。そ
して、第２の合成樹脂層６３ｂは、内芯６２の先端部６
２ｂを厚さ１〜１０μｍ程度で被覆している。なお、第
２の合成樹脂は、内芯６２の全体を被包していてもよ
い。Furthermore, the second synthetic resin layer 63b may also contain an X-ray opaque substance. Second synthetic resin layer 63
The content of the X-ray opaque substance of the first synthetic resin layer 63
It is necessary to make the content lower than the content of the X-ray opaque substance a). As the X-ray opaque substance, for example, fine particles of a single metal or a compound such as tungsten, barium sulfate, bismuth, gold, and platinum are preferable. The particle size of the X-ray opaque substance is preferably from 1 to 5 μm. The content of the X-ray opaque substance in the second synthetic resin is 40
% By weight, particularly preferably 30% by weight or less. More preferably, it is at most 20% by weight. Then, the second synthetic resin layer 63 b is formed on the tip 6 of the inner core 62.
2b is coated with a thickness of about 1 to 10 μm. In addition, the second synthetic resin may cover the entire inner core 62.
【０１０１】さらに、合成樹脂被膜の外面には、ヘパリ
ン、ウロキナーゼ等の抗凝固剤、ウレタンとシリコーン
のブロック共重合体（登録商標 アブコサン）、ヒドロ
キシエチルメタクリレート−スチレン共重合体等の抗血
栓材料をコーティングしてもよい。Further, on the outer surface of the synthetic resin film, an anticoagulant such as heparin or urokinase, an antithrombotic material such as a block copolymer of urethane and silicone (registered trademark Abucosan) or a hydroxyethyl methacrylate-styrene copolymer is used. It may be coated.
【０１０２】また、合成樹脂被膜（第２の合成樹脂層６
３ｂ）は、内芯６２に密着するとともに、内芯６２の先
端部６２ｂにおいて固着されていることが好ましい。ま
た、合成樹脂被膜２を中空管で形成し、内芯６２の先端
部６２ｂまたは内芯６２の適当な部分で、内芯６２と接
着もしくは溶融成形により固定してもよい。そして、拡
張体付カテーテルの先端は血管壁の損傷の防止、さらに
拡張体付カテーテルの操作性向上のために、図１２に示
すように半球状等の曲面となっていることが好ましい。
さらに、合成樹脂被膜の外部に露出されている部分の表
面に潤滑性物質が固定されていることが好ましい。潤滑
性物質としては、上述したものが使用できる。Further, the synthetic resin film (the second synthetic resin layer 6)
It is preferable that 3b) is in close contact with the inner core 62 and is fixed at the distal end portion 62b of the inner core 62. Alternatively, the synthetic resin film 2 may be formed of a hollow tube, and may be fixed to the inner core 62 by bonding or melt molding at an end portion 62b of the inner core 62 or an appropriate portion of the inner core 62. It is preferable that the distal end of the catheter with an expandable body has a curved surface such as a hemisphere as shown in FIG.
Further, it is preferable that a lubricating substance is fixed on the surface of the portion exposed to the outside of the synthetic resin film. As the lubricating substance, those described above can be used.
【０１０３】また内芯６２は、図１２に示すように、そ
の基端部にフランジ部を有し、カテーテル本体部４４の
先端に挿入され、ハンダ付されることにより固定されて
いる。ハンダとしては、銀ろうまたは金ろうなどの硬ろ
うが好適に使用できる。また、誘導部６の固定は、カテ
ーテル本体部４４の先端に挿入した後、カテーテル本体
部４４の先端をかしめることにより行ってもよい。As shown in FIG. 12, the inner core 62 has a flange at its base end, is inserted into the distal end of the catheter body 44, and is fixed by soldering. As the solder, a hard solder such as a silver solder or a gold solder can be suitably used. Alternatively, the guide portion 6 may be fixed by inserting the distal end of the catheter main body 44 and then caulking the distal end of the catheter main body 44.
【０１０４】次に、拡張体４８は、収縮あるいは折り畳
み可能なものであり、拡張させない状態では、カテーテ
ル本体部４４および誘導部の外周に折りたたまれた状態
となることができるものとなっている。そして、拡張体
４８は、血管の狭窄部を容易に拡張できるように少なく
とも一部が略円筒状となっているほぼ同径の略円筒部分
を有する折りたたみ可能なものである。上記の略円筒部
分は、完全な円筒でなくてもよく、多角柱状のものであ
ってもよい。そして、拡張体４８は、その基端部が本体
部の先端部に接着剤または熱融着などにより液密に固着
され、先端部は、誘導部６の先端部に同様に液密に固着
されている。この拡張体４８は、拡張体４８の内面とカ
テーテル本体部４４の外面との間に拡張空間を形成す
る。この拡張空間は、カテーテル本体部４４に設けられ
た開口５０を介して、ルーメン４６と連通している。Next, the expandable body 48 can be contracted or foldable, and when it is not expanded, it can be folded around the catheter body 44 and the outer circumference of the guide section. The expandable body 48 is foldable and has a substantially cylindrical portion of substantially the same diameter, at least a part of which is substantially cylindrical, so that the stenotic portion of the blood vessel can be easily expanded. The above-mentioned substantially cylindrical portion does not need to be a perfect cylinder and may be a polygonal column. The base end of the expansion body 48 is liquid-tightly fixed to the front end of the main body by an adhesive or heat fusion, and the front end is similarly liquid-tightly fixed to the front end of the guide portion 6. ing. The expansion body 48 forms an expansion space between the inner surface of the expansion body 48 and the outer surface of the catheter body 44. This expansion space communicates with the lumen 46 via an opening 50 provided in the catheter body 44.
【０１０５】拡張体４８の形成材料としては、ある程度
の可撓性を有するものが好ましく、例えば、ポリエチレ
ン、ポリプロピレン、エチレンープロピレン共重合体な
どのポリオレフィン、ポリ塩化ビニル、エチレン−酢酸
ビニル共重合体、架橋型エチレン−酢酸ビニル共重合
体、ポリアミドエラストマー、ポリウレタン等の熱可塑
性樹脂、シリコーンゴム、ラテックスゴム等が使用で
き、好ましくは上記の熱可塑性樹脂であり、より好まし
くは、架橋型エチレン−酢酸ビニル共重合体である。As a material for forming the expansion body 48, a material having a certain degree of flexibility is preferable. For example, polyethylene, polypropylene, polyolefin such as ethylene-propylene copolymer, polyvinyl chloride, ethylene-vinyl acetate copolymer Thermoplastic resins such as cross-linked ethylene-vinyl acetate copolymer, polyamide elastomer, polyurethane, silicone rubber, latex rubber, etc. can be used, preferably the above-mentioned thermoplastic resins, more preferably cross-linked ethylene-acetic acid. It is a vinyl copolymer.
【０１０６】さらに、拡張体４８は、円筒部分の前方お
よび後方に上述したカテーテル本体部４４および誘導部
６との固着部分に至るまでの部分はテーパー状となって
いる。拡張体４８の大きさとしては、拡張されたときの
円筒部分の外径が、１．５０〜３５．００ｍｍ、好まし
くは２．００〜３０．００ｍｍであり、長さが１０．０
０〜８０．００ｍｍ、好ましくは１５．００〜７５．０
０ｍｍであり、拡張体４８の全体の長さが１５．００〜
１２０．００ｍｍ、好ましくは２０．００〜１００．０
０ｍｍである。そして、拡張体の外面に、上述したよう
な抗血栓材料をコーティングしてもよく、また、上述し
た潤滑性物質を被覆してもよい。Further, the expansion body 48 has a tapered portion in front of and behind the cylindrical portion up to the portion where the expansion body 48 is fixed to the catheter body 44 and the guiding portion 6 described above. As the size of the expansion body 48, the outer diameter of the cylindrical portion when expanded is 1.50 to 35.00 mm, preferably 2.00 to 30.00 mm, and the length is 10.0.
0 to 80.00 mm, preferably 15.00 to 75.0
0 mm, and the entire length of the expansion body 48 is 15.00 to
120.00 mm, preferably 20.00 to 100.0
0 mm. Then, the outer surface of the expansion body may be coated with the above-described antithrombotic material, or may be coated with the above-mentioned lubricating substance.
【０１０７】また、拡張体付カテーテルとしては、上述
したタイプのものに限定されるものではなく、例えば、
内部にルーメンを形成し、先端部に開口を有する可撓性
管状体により形成されたカテーテル本体部と、本体部の
先端に取り付けられたカテーテルを誘導するための誘導
部と、先端部および基端部を有し、基端部がカテーテル
本体部の開口より基端側の位置に取り付けられ、先端部
がカテーテル本体部の先端部に取り付けられ、開口にて
ルーメンと連通する収縮あるいは折り畳み可能な拡張体
を有するタイプの拡張体付カテーテルであってもよい。
拡張体付カテーテルと図１１および図１２に示し上述し
た実施例の拡張体付カテーテル４０との相違は、拡張体
の先端部が固着されている位置のみである。上記以外の
点については、上述したものと同じである。The catheter with expandable body is not limited to the type described above.
A catheter body formed by a flexible tubular body having a lumen formed therein and having an opening at the distal end, a guiding portion for guiding a catheter attached to the distal end of the main body, a distal end and a proximal end A proximal end is attached to a position proximal to the opening of the catheter body, a distal end is attached to the distal end of the catheter body, and a contractible or foldable expansion communicating with the lumen at the opening. It may be a catheter with an expandable body of a type having a body.
The difference between the catheter with expandable body and the catheter with expandable body 40 of the embodiment shown in FIGS. 11 and 12 and described above is only the position where the distal end of the expandable body is fixed. The other points are the same as those described above.
【０１０８】[0108]
【実施例】次に、本発明のガイドワイヤの具体的に実施
例について説明する。 （Ｘ線造影物質高含有ペレットの作製）熱可塑性ポリウ
レタン粉末（ＰＥＮＤＥＸ−Ｔ−５０００Ｐ、大日本イ
ンキ株式会社製）５ｋｇに、タングステン粉末（粒径３
μｍ、日本新金属株式会社製）２０ｋｇを、ヘンシルミ
キサーに投入し、常温で１０分間混合し、異形断面シリ
ンダによる押出機（株式会社ＫＣＫ製連続混練押出機）
により、１６０〜２０５℃で加熱・溶融してストランド
を形成させた後、急冷して、Ｘ線造影物質高含有ストラ
ンドカットペレット（粒径２ｍｍ、Ｘ線造影物質含有量
８０重量％）２５ｋｇを作製した。Next, specific examples of the guide wire of the present invention will be described. (Preparation of pellets containing high content of X-ray contrast material) 5 kg of thermoplastic polyurethane powder (PENDEX-T-5000P, manufactured by Dainippon Ink Co., Ltd.) was added to tungsten powder (particle size: 3).
μm, manufactured by Nippon Shinkin Co., Ltd.), 20 kg is charged into a Hensyl mixer, mixed at room temperature for 10 minutes, and extruded by a cylinder having a modified cross section (continuous kneading extruder manufactured by KCK Corporation).
After heating and melting at 160 to 205 ° C. to form a strand, quenching is performed to produce 25 kg of a strand cut pellet high in X-ray contrast material (particle diameter: 2 mm, X-ray contrast material content: 80% by weight). did.
【０１０９】（内芯の作製）全長が１８００ｍｍ、線径
が０．３４ｍｍのステンレス鋼の先端４００ｍｍをエッ
チングし、テーパー部と直線部を３回繰り返し設けて細
径化することにより作製した。先端側より、第１の直線
部の長さは、２０ｍｍ、線径は６５μｍ、第１のテーパ
ー部の長さは、５０ｍｍ、第２の直線部の長さは、５０
ｍｍ、線径は２００μｍ、第２のテーパー部の長さは、
９０ｍｍ、第３の直線部の長さは、１２０ｍｍ、線径
は、３００μｍ、第３のテーパー部の長さは、７０ｍｍ
であった。そして、第１の直線部の最先端部（先端より
１５ｍｍまで）を圧延し、厚さ３０μｍ、幅０．１ｍｍ
の平板状に加工した。(Preparation of Inner Core) The inner core was prepared by etching a tip of 400 mm of stainless steel having a total length of 1800 mm and a wire diameter of 0.34 mm, and repeatedly forming a tapered portion and a straight portion three times to reduce the diameter. From the tip side, the length of the first linear portion is 20 mm, the wire diameter is 65 μm, the length of the first taper portion is 50 mm, and the length of the second linear portion is 50
mm, the wire diameter is 200 μm, and the length of the second tapered portion is
90 mm, the length of the third linear portion is 120 mm, the wire diameter is 300 μm, and the length of the third tapered portion is 70 mm
Met. Then, the foremost portion (from the tip to 15 mm) of the first linear portion is rolled to have a thickness of 30 μm and a width of 0.1 mm.
Into a flat plate.
【０１１０】（Ｘ線造影物質低含有樹脂層の形成）ポリ
ウレタンペレット（ＰＡＮＤＥＸ−Ｔ−５２１０、大日
本インキ株式会社製）を溶剤に溶解し、この中にタング
ステン粉末（粒径３μｍ、日本新金属株式会社製）をポ
リウレタン重量に対して、５重量％となるように、添加
したタングステン粉末含有樹脂溶液を作成した。そし
て、上記の内芯の先端約４００ｍｍをこのタングステン
粉末含有樹脂溶液に浸漬し、引き上げた後乾燥させて、
内芯の先端部にＸ線造影物質低含有樹脂層を形成させ
た。(Formation of X-ray Contrast Material Low Content Resin Layer) Polyurethane pellets (PANDEX-T-5210, manufactured by Dainippon Ink Co., Ltd.) were dissolved in a solvent, and tungsten powder (particle size: 3 μm; (Produced by Co., Ltd.) was added to make up 5% by weight with respect to the polyurethane weight to prepare a tungsten powder-containing resin solution. Then, about 400 mm of the tip of the inner core is immersed in this tungsten powder-containing resin solution, pulled up and dried,
An X-ray contrast material low content resin layer was formed at the tip of the inner core.
【０１１１】（Ｘ線造影物質高含有樹脂層の形成）押出
機にＸ線造影物質高含有ストランドカットペレットを投
入し、内芯の先端部（先端より４００ｍｍ）のＸ線造影
物質低含有樹脂層形成部分の上に、溶融したＸ線造影物
質高含有樹脂を押出し、続いて、加熱ダイスを通過させ
て、Ｘ線造影物質高含有樹脂層を形成した。Ｘ線造影物
質高含有樹脂層形成後のワイヤの先端部の外径は、０．
３４ｍｍであり、ほぼ均一であった。(Formation of X-ray Contrast Material High Content Resin Layer) The X-ray contrast material high content strand cut pellet is charged into an extruder, and the X-ray contrast material low content resin layer at the tip (400 mm from the tip) of the inner core is charged. The molten X-ray contrast material-rich resin was extruded onto the formation portion, and subsequently passed through a heating die to form an X-ray contrast material-rich resin layer. The outer diameter of the distal end portion of the wire after the formation of the resin layer containing a high content of X-ray contrast material is 0.1 mm.
34 mm, which was almost uniform.
【０１１２】そして、Ｘ線造影物質高含有樹脂層の上
に、テトラヒドロフランに５．０重量％となるように無
水マレイン酸エチルエステル共重合体を溶解した溶液を
塗布し、無水マレイン酸エチルエステル共重合体を固定
し、潤滑性表面を形成させた。また、内芯の樹脂層非形
成部（本体部分）には、シリコンコーティングすること
により、カテーテル用ガイドワイヤを作製した。Then, a solution prepared by dissolving a maleic anhydride ethyl ester copolymer in tetrahydrofuran so as to have a concentration of 5.0% by weight was applied onto the resin layer containing a high content of X-ray contrast material. The polymer was fixed to form a lubricious surface. In addition, a guide wire for a catheter was manufactured by coating the inner core non-formation portion (body portion) with silicon.
【０１１３】そして、このガイドワイヤは、全体の長さ
が約１８００ｍｍ、全体の直径が０．３４ｍｍであり、
ガイドワイヤの先端部３０ｍｍの突当て抵抗が約０．４
ｇ、本体部の曲げ負荷が約７７ｇであった。ガイドワイ
ヤ全体のＸ線撮影を行ったところ、先端部において高い
Ｘ線造影像が得られた。This guide wire has an overall length of about 1800 mm and an overall diameter of 0.34 mm.
The abutment resistance of the tip of the guide wire 30 mm is about 0.4
g, the bending load of the main body was about 77 g. When X-ray imaging of the entire guidewire was performed, a high X-ray contrast image was obtained at the distal end.
【０１１４】[0114]
【発明の効果】本発明の医療用ワイヤは、剛性の高い本
体部と、該本体部より細径であり剛性の低い先端部とが
一体に形成された内芯と、該内芯の先端部を被覆する合
成樹脂被膜とを備える医療用ワイヤであって、前記内芯
の先端部は、薄板状に形成された板状部を備え、前記合
成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質を含有
する合成樹脂により形成されている。このため、従来の
先端部にＸ線不透過物質コイル等を配置した医療用ワイ
ヤに比べ、先端部の柔軟性が高く、かつ、Ｘ線造影下に
おける先端の位置の把握も確実に行えるので、医療用ワ
イヤの導入作業を容易に行うことができる。According to the medical wire of the present invention, there are provided an inner core integrally formed with a rigid main body portion, a thinner distal end portion having a smaller diameter than the main body portion, and a distal end portion of the inner core. Wherein the distal end of the inner core has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film has an X-ray exposure of 70% by weight or more. It is formed of a synthetic resin containing a permeable substance. For this reason, compared with the conventional medical wire in which an X-ray opaque material coil or the like is arranged at the distal end, the flexibility of the distal end is high, and the position of the distal end under X-ray imaging can be reliably grasped. The operation of introducing the medical wire can be easily performed.
【０１１５】さらに、前記板状部の幅が、該板状部と連
続する部分の内芯の外径より広く、かつ該板状部の厚さ
が、該板状部と連続する部分の内芯の外径より薄いもの
とすることにより、内芯の先端の表面積が広くなり、樹
脂被膜との接触面積が増加し、樹脂被膜の付着保持が確
実となり、樹脂被膜３の耐剥離性が向上する。Further, the width of the plate-like portion is larger than the outer diameter of the inner core of the portion continuous with the plate-like portion, and the thickness of the plate-like portion is the width of the portion continuous with the plate-like portion. By making the core thinner than the outer diameter, the surface area of the tip of the inner core is increased, the contact area with the resin coating is increased, the adhesion and retention of the resin coating are ensured, and the peeling resistance of the resin coating 3 is improved. I do.
【０１１６】また、本発明の超音波カテーテルは、先端
部内部に収納された超音波振動子と、先端を形成する誘
導部を備える超音波カテーテルであって、前記誘導部
は、剛性の高い本体部と、該本体部より細径であり剛性
の低い先端部とが一体に形成された内芯と、該内芯の先
端部を被覆する合成樹脂被膜とを備え、さらに、前記内
芯の先端部は、薄板状に形成された板状部を備え、かつ
前記合成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質
を含有する合成樹脂により形成されている。このため、
誘導部にＸ線不透過物質コイル等を配置した超音波ワイ
ヤに比べ、先端部の柔軟性が高く、かつ、Ｘ線造影下に
おける先端の位置の把握も確実に行えるので、超音波ワ
イヤの導入作業を容易に行うことができる。An ultrasonic catheter according to the present invention is an ultrasonic catheter including an ultrasonic transducer housed inside a distal end portion and a guiding portion forming a distal end, wherein the guiding portion has a highly rigid body. And an inner core integrally formed with a tip portion having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body portion, and a synthetic resin coating covering the tip portion of the inner core. The portion has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film is formed of a synthetic resin containing 70% by weight or more of an X-ray opaque substance. For this reason,
Introducing an ultrasonic wire because it has higher flexibility at the distal end and more reliably grasps the position of the distal end under X-ray contrast than an ultrasonic wire with an X-ray opaque material coil etc. Work can be performed easily.
【０１１７】また、本発明の拡張体付カテーテルは、先
端部に設けられた拡張可能な拡張体と、該拡張体を拡張
させるための流体流通用ルーメンと、先端を形成する誘
導部を備える拡張体付カテーテルであって、前記誘導部
は、剛性の高い本体部と、該本体部より細径であり剛性
の低い先端部とが一体に形成された内芯と、該内芯の先
端部を被覆する合成樹脂被膜とを備え、さらに、前記内
芯の先端部は、薄板状に形成された板状部を備え、かつ
前記合成樹脂被膜は、７０重量％以上のＸ線不透過物質
を含有する合成樹脂により形成されている。このため、
誘導部にＸ線不透過物質コイル等を配置した拡張体付カ
テーテルに比べ、先端部の柔軟性が高く、かつ、Ｘ線造
影下における先端の位置の把握も確実に行えるので、拡
張体付カテーテルの血管狭窄部などへの導入作業を容易
に行うことができる。Further, the catheter with an expandable body of the present invention has an expandable expandable body provided at the distal end, a fluid circulation lumen for expanding the expandable body, and a guide including a guide section forming the distal end. In the body-attached catheter, the guiding portion includes a main body having high rigidity, an inner core formed integrally with a distal end having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body, and a distal end of the inner core. A synthetic resin film to be coated; further, the tip of the inner core has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin film contains 70% by weight or more of an X-ray opaque substance. It is formed of a synthetic resin. For this reason,
As compared with a catheter with an expandable body in which an X-ray opaque substance coil or the like is arranged in the guiding portion, the flexibility of the distal end portion is high, and the position of the distal end can be reliably grasped under X-ray contrast. Can easily be introduced into a blood vessel stenosis.
【０１１８】また、本発明の医療用ワイヤの製造方法
は、内芯を準備する工程と、熱可塑性合成樹脂の粉体と
Ｘ線不透過物質の粉体を混合し、７０重量％以上のＸ線
不透過物質を含有する合成樹脂混合物を作製し、該合成
樹脂混合物を加熱融解して、Ｘ線不透過物質高含有ペレ
ットを作製する工程と、前記内芯の少なくとも先端部に
前記熱可塑性合成樹脂と相溶性のある熱可塑性樹脂を含
有する樹脂被膜を形成する工程と、該樹脂被膜の上に、
Ｘ線不透過物質高含有ペレットを加熱融解して、Ｘ線不
透過物質高含有樹脂被膜を形成する工程とを有してい
る。このため、内芯の先端部に容易に剥離もしくは離脱
することのないＸ線不透過物質高含有樹脂被膜を形成す
ることができ、先端部のＸ線造影性の高い医療用ワイヤ
を容易かつ確実に製造することができる。In the method of manufacturing a medical wire according to the present invention, a step of preparing an inner core, a step of mixing a powder of a thermoplastic synthetic resin and a powder of an X-ray opaque substance, Producing a synthetic resin mixture containing a radiopaque substance, heating and melting the synthetic resin mixture to produce a pellet containing a high radiopaque substance; and forming the thermoplastic synthetic resin at least at the tip end of the inner core. A step of forming a resin film containing a thermoplastic resin compatible with the resin, and on the resin film,
Heat-melting the X-ray opaque substance-rich pellets to form an X-ray opaque substance-rich resin coating. Therefore, it is possible to form a resin coating containing a high content of radiopaque material, which does not easily peel off or come off, at the distal end of the inner core, and to easily and reliably form a medical wire with high X-ray contrast at the distal end. Can be manufactured.
【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]
【図１】図１は、本発明の医療用ワイヤをガイドワイヤ
に応用した実施例の断面図である。FIG. 1 is a sectional view of an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a guide wire.
【図２】図２は、図１のＡ−Ａ線断面図である。FIG. 2 is a sectional view taken along line AA of FIG. 1;
【図３】図３は、図１に示したガイドワイヤの先端部の
拡大断面図である。FIG. 3 is an enlarged cross-sectional view of a distal end portion of the guide wire shown in FIG.
【図４】図４は、図２に示したガイドワイヤの先端部の
拡大断面図である。FIG. 4 is an enlarged cross-sectional view of a distal end portion of the guide wire shown in FIG.
【図５】図５は、内芯の外観図である。FIG. 5 is an external view of an inner core.
【図６】図６は、内芯の先端部の拡大斜視図である。FIG. 6 is an enlarged perspective view of a distal end portion of an inner core.
【図７】図７は、本発明の医療用ワイヤをガイドワイヤ
に応用した他の実施例の先端部の拡大断面図である。FIG. 7 is an enlarged sectional view of a distal end portion of another embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a guide wire.
【図８】図８は、図７のＢ−Ｂ線断面図である。FIG. 8 is a sectional view taken along the line BB of FIG. 7;
【図９】図９は、本発明の医療用ワイヤを超音波カテー
テルに応用した超音波カテーテル装置の全体図である。FIG. 9 is an overall view of an ultrasonic catheter device in which the medical wire of the present invention is applied to an ultrasonic catheter.
【図１０】図１０は、図９の超音波カテーテルの先端部
の拡大断面図である。FIG. 10 is an enlarged sectional view of a distal end portion of the ultrasonic catheter shown in FIG. 9;
【図１１】図１１は、本発明の医療用ワイヤを拡張体付
カテーテルに応用した実施例の外観図である。FIG. 11 is an external view of an embodiment in which the medical wire of the present invention is applied to a catheter with an expandable body.
【図１２】図１２は、図１１の拡張体付カテーテルの先
端部の拡大断面図である。FIG. 12 is an enlarged sectional view of a distal end portion of the catheter with an expandable body in FIG. 11;
１ 医療用ワイヤ ２ 内芯 ２ａ 本体部 ２ｂ 先端部 ３ 合成樹脂被膜 ３ａ 第１の合成樹脂層（Ｘ線造影物質高含有樹脂層） ３ｂ 第２の合成樹脂層 ４ 板状部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Medical wire 2 Inner core 2a Body part 2b Tip part 3 Synthetic resin coating 3a First synthetic resin layer (resin layer containing a high X-ray contrast material) 3b Second synthetic resin layer 4 Plate-shaped part
Claims (14)
であり剛性の低い先端部とが一体に形成された内芯と、
該内芯の先端部を被覆する合成樹脂被膜とを備える医療
用ワイヤであって、前記内芯の先端部は、薄板状に形成
された板状部を備え、前記合成樹脂被膜は、７０重量％
以上のＸ線不透過物質を含有する合成樹脂により形成さ
れていることを特徴とする医療用ワイヤ。An inner core integrally formed with a highly rigid main body and a distal end having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body;
A medical wire comprising: a synthetic resin coating covering the distal end of the inner core, wherein the distal end of the inner core has a plate-like portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin coating has a weight of 70%. %
A medical wire formed of a synthetic resin containing the above X-ray opaque substance.
部分の内芯の外径より広く、かつ該板状部の厚さは、該
板状部と連続する部分の内芯の外径より薄いものとなっ
ている請求項１に記載の医療用ワイヤ。2. The width of the plate-like portion is wider than the outer diameter of the inner core of the portion continuous with the plate-like portion, and the thickness of the plate-like portion is the width of the portion continuous with the plate-like portion. The medical wire according to claim 1, wherein the medical wire is thinner than an outer diameter of the core.
線不透過物質を含有している請求項１または２に記載の
医療用ワイヤ。3. The synthetic resin contains 70 to 85% by weight of X.
3. The medical wire according to claim 1, further comprising a radiopaque material.
に形成された先端に向かって縮径するテーパー部と、該
テーパー部と連続する直線部とを備えている請求項１な
いし３のいずれかに記載の医療用ワイヤ。4. A tip portion of the inner core includes a tapered portion having a diameter reduced toward a tip formed closer to a base end than the plate portion, and a straight portion continuous with the tapered portion. 4. The medical wire according to any one of 1 to 3, above.
に形成された第１の直線部と、該第１の直線部と連続
し、かつ先端に向かって縮径する第１のテーパー部と、
該第１のテーパー部と連続する第２の直線部と、該第２
の直線部と連続し、かつ先端に向かって縮径する第２の
テーパー部とを備えている請求項１ないし３のいずれか
に記載の医療用ワイヤ。5. A distal end of the inner core includes a first linear portion formed closer to a base end than the plate-like portion, and a first linear portion continuous with the first linear portion and having a diameter reduced toward the distal end. 1 taper portion;
A second linear portion continuous with the first tapered portion;
The medical wire according to any one of claims 1 to 3, further comprising: a second tapered portion that is continuous with the linear portion and that has a diameter reduced toward the distal end.
ドワイヤである請求項１ないし５のいずれかに記載の医
療用ワイヤ。6. The medical wire according to claim 1, wherein the medical wire is a catheter guide wire.
と、先端を形成する誘導部とを備える超音波カテーテル
であって、前記誘導部は、剛性の高い本体部と、該本体
部より細径であり剛性の低い先端部とが一体に形成され
た内芯と、該内芯の先端部を被覆する合成樹脂被膜とを
備え、さらに、前記内芯の先端部は、薄板状に形成され
た板状部を備え、かつ前記合成樹脂被膜は、７０重量％
以上のＸ線不透過物質を含有する合成樹脂により形成さ
れていることを特徴とする超音波カテーテル。7. An ultrasonic catheter comprising an ultrasonic transducer housed inside a distal end portion, and a guide portion forming a distal end, wherein the guide portion has a highly rigid main body portion and a main body portion. An inner core integrally formed with a small-diameter, low-rigidity tip portion, and a synthetic resin coating covering the tip portion of the inner core, and further, the tip portion of the inner core is formed in a thin plate shape. And the synthetic resin film is 70% by weight.
An ultrasonic catheter formed of a synthetic resin containing the above X-ray opaque substance.
部分の内芯の外径より広く、かつ該板状部の厚さは、該
板状部と連続する部分の内芯の外径より薄いものとなっ
ている請求項７に記載の超音波カテーテル。8. The width of the plate-like portion is wider than the outer diameter of the inner core of the portion continuous with the plate-like portion, and the thickness of the plate-like portion is the width of the portion continuous with the plate-like portion. The ultrasound catheter according to claim 7, wherein the ultrasound catheter is thinner than the outer diameter of the core.
線不透過物質を含有している請求項７または８に記載の
超音波カテーテル。9. The synthetic resin comprises 70 to 85% by weight of X.
The ultrasonic catheter according to claim 7 or 8, which contains a radiopaque substance.
と、該拡張体を拡張させるための流体流通用ルーメン
と、先端を形成する誘導部を備える拡張体付カテーテル
であって、前記誘導部は、剛性の高い本体部と、該本体
部より細径であり剛性の低い先端部とが一体に形成され
た内芯と、該内芯の先端部を被覆する合成樹脂被膜とを
備え、さらに、前記内芯の先端部は、薄板状に形成され
た板状部を備え、かつ前記合成樹脂被膜は、７０重量％
以上のＸ線不透過物質を含有する合成樹脂により形成さ
れていることを特徴とする拡張体付カテーテル。10. A catheter with an expandable body including an expandable expandable body provided at a distal end portion, a fluid flow lumen for expanding the expandable body, and a guide portion forming a distal end. The part comprises a main body part having high rigidity, an inner core formed integrally with a tip part having a smaller diameter and a lower rigidity than the main body part, and a synthetic resin coating covering the tip part of the inner core, Further, a tip portion of the inner core has a plate-shaped portion formed in a thin plate shape, and the synthetic resin coating is 70% by weight.
A catheter with an expandable body, which is formed of a synthetic resin containing the above X-ray opaque substance.
されている請求項１０に記載の拡張体付カテーテル。11. The catheter with an expandable body according to claim 10, wherein the plate-shaped portion is formed at a distal end of the inner core.
Ｘ線不透過物質を含有している請求項１０または１１に
記載の拡張体付カテーテル。12. The expandable catheter according to claim 10, wherein the synthetic resin contains 70 to 85% by weight of an X-ray opaque substance.
成樹脂被膜とを備える医療用ワイヤの製造方法であっ
て、該製造方法は、内芯を準備する工程と、熱可塑性合
成樹脂の粉体とＸ線不透過物質の粉体を混合し、７０重
量％以上のＸ線不透過物質を含有する合成樹脂混合物を
作製し、該合成樹脂混合物を加熱融解して、Ｘ線不透過
物質高含有ペレットを作製する工程と、前記内芯の少な
くとも先端部に前記熱可塑性合成樹脂と相溶性のある熱
可塑性樹脂を含有する樹脂被膜を形成する工程と、該樹
脂被膜の上に、Ｘ線不透過物質高含有ペレットを加熱融
解して、Ｘ線不透過物質高含有樹脂被膜を形成する工程
とを有することを特徴とする医療用ワイヤの製造方法。13. A method for manufacturing a medical wire comprising an inner core and a synthetic resin coating covering a tip portion of the inner core, the manufacturing method comprising the steps of: preparing an inner core; The resin powder and the X-ray opaque substance powder are mixed to prepare a synthetic resin mixture containing 70% by weight or more of the X-ray opaque substance, and the synthetic resin mixture is heated and melted to obtain an X-ray opaque substance. Step of producing a permeable substance high content pellet, a step of forming a resin coating containing a thermoplastic resin compatible with the thermoplastic synthetic resin at least at the distal end of the inner core, On the resin coating, A step of heating and melting the pellets containing a high radiopaque substance to form a resin coating containing a high radiopaque substance, the method for producing a medical wire.
本体部より細径であり剛性の低い先端部とが一体に形成
され、かつ、該先端部に、薄板状に形成された板状部を
備えるものである請求項１３に記載の医療用ワイヤの製
造方法。14. The inner core is formed by integrally forming a main body part having high rigidity and a tip part having a smaller diameter and lower rigidity than the main body part, and is formed in a thin plate shape at the tip part. 14. The method for manufacturing a medical wire according to claim 13, comprising a plate-shaped portion.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29616398A JP3876080B2 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Medical wire |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29616398A JP3876080B2 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Medical wire |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2006198318A Division JP4417355B2 (en) | 2006-07-20 | 2006-07-20 | Medical wire |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000107296A true JP2000107296A (en) | 2000-04-18 |
| JP3876080B2 JP3876080B2 (en) | 2007-01-31 |
Family
ID=17829982
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29616398A Expired - Lifetime JP3876080B2 (en) | 1998-10-02 | 1998-10-02 | Medical wire |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3876080B2 (en) |
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001314513A (en) * | 2000-05-10 | 2001-11-13 | Asahi Intecc Co Ltd | Medical guide wire |
| JP2001340467A (en) * | 2000-06-05 | 2001-12-11 | Asahi Intecc Co Ltd | Medical guide wire and its linear body molding method |
| JP2003052829A (en) * | 2001-08-09 | 2003-02-25 | Kawasumi Lab Inc | Guide wire |
| WO2003045489A1 (en) * | 2001-11-26 | 2003-06-05 | Urawa Kenkyusho Private Ltd. Co. | Guide wire and production method therefor |
| JP2003250901A (en) * | 2002-02-28 | 2003-09-09 | Toray Ind Inc | Medical tube having excellent x-ray contrasting property |
| WO2004017850A1 (en) * | 2002-08-20 | 2004-03-04 | Toray Industries,Inc. | Catheter for treating irregular heart pulse |
| JP2004154286A (en) * | 2002-11-06 | 2004-06-03 | Piolax Medical Device:Kk | Guide wire |
| JP2005348919A (en) * | 2004-06-10 | 2005-12-22 | Japan Lifeline Co Ltd | Guide wire |
| DE102006047675A1 (en) * | 2006-09-28 | 2008-04-03 | Epflex Feinwerktechnik Gmbh | Guidewire with core and distal sheath |
| JP2008161562A (en) * | 2006-12-28 | 2008-07-17 | Goodman Co Ltd | Guide wire |
| JP2008220789A (en) * | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Terumo Corp | Guide wire |
| US8002715B2 (en) | 2008-05-30 | 2011-08-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device including a polymer sleeve and a coil wound into the polymer sleeve |
| US10350094B2 (en) | 2013-03-11 | 2019-07-16 | Microvention, Inc. | Implantable device with adhesive properties |
| JP7409850B2 (en) | 2019-12-06 | 2024-01-09 | ダイキンファインテック株式会社 | Lead wire for electrode catheter and electrode catheter including the same |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU2011310539B2 (en) | 2010-09-29 | 2014-07-31 | St. Jude Medical Coordination Center Bvba | Sensor guide wire |
| US10792473B2 (en) | 2016-03-16 | 2020-10-06 | St. Jude Medical Coordination Center Bvba | Core wire having a flattened portion to provide preferential bending |
-
1998
- 1998-10-02 JP JP29616398A patent/JP3876080B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001314513A (en) * | 2000-05-10 | 2001-11-13 | Asahi Intecc Co Ltd | Medical guide wire |
| JP4502294B2 (en) * | 2000-05-10 | 2010-07-14 | 朝日インテック株式会社 | Medical guidewire |
| JP2001340467A (en) * | 2000-06-05 | 2001-12-11 | Asahi Intecc Co Ltd | Medical guide wire and its linear body molding method |
| JP2003052829A (en) * | 2001-08-09 | 2003-02-25 | Kawasumi Lab Inc | Guide wire |
| WO2003045489A1 (en) * | 2001-11-26 | 2003-06-05 | Urawa Kenkyusho Private Ltd. Co. | Guide wire and production method therefor |
| JP2003250901A (en) * | 2002-02-28 | 2003-09-09 | Toray Ind Inc | Medical tube having excellent x-ray contrasting property |
| US7744594B2 (en) | 2002-08-20 | 2010-06-29 | Toray Industries, Inc. | Catheter for treating of arrhythmia |
| CN100594847C (en) * | 2002-08-20 | 2010-03-24 | 东丽株式会社 | Catheter for treating irregular heart pulse |
| WO2004017850A1 (en) * | 2002-08-20 | 2004-03-04 | Toray Industries,Inc. | Catheter for treating irregular heart pulse |
| KR101032220B1 (en) * | 2002-08-20 | 2011-05-02 | 도레이 카부시키가이샤 | Catheter for treating irregular heart pulse |
| JP2004154286A (en) * | 2002-11-06 | 2004-06-03 | Piolax Medical Device:Kk | Guide wire |
| JP2005348919A (en) * | 2004-06-10 | 2005-12-22 | Japan Lifeline Co Ltd | Guide wire |
| DE102006047675A1 (en) * | 2006-09-28 | 2008-04-03 | Epflex Feinwerktechnik Gmbh | Guidewire with core and distal sheath |
| JP2008161562A (en) * | 2006-12-28 | 2008-07-17 | Goodman Co Ltd | Guide wire |
| JP2008220789A (en) * | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Terumo Corp | Guide wire |
| US8002715B2 (en) | 2008-05-30 | 2011-08-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device including a polymer sleeve and a coil wound into the polymer sleeve |
| US10350094B2 (en) | 2013-03-11 | 2019-07-16 | Microvention, Inc. | Implantable device with adhesive properties |
| JP7409850B2 (en) | 2019-12-06 | 2024-01-09 | ダイキンファインテック株式会社 | Lead wire for electrode catheter and electrode catheter including the same |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3876080B2 (en) | 2007-01-31 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2000107296A (en) | Medical wire and its production | |
| EP1123714B1 (en) | Catheter | |
| US5922443A (en) | Polymeric article, such as a medical catheter, and method for making the same | |
| US5385152A (en) | Guidewire for crossing occlusions in blood vessels | |
| US7303798B2 (en) | Polymeric marker with high radiopacity for use in medical devices | |
| EP1955724B1 (en) | Medical catheter | |
| JP2004024625A (en) | Catheter and medical tube | |
| JP2001190681A (en) | Catheter | |
| JP2000197704A (en) | Medical tube and manufacture thereof | |
| JPH078560A (en) | Blood-vessel catheter | |
| JP4312875B2 (en) | Medical guide wire and manufacturing method thereof | |
| JP2516444B2 (en) | Guide wire for catheter | |
| JP2610507B2 (en) | Guide wire | |
| JP2001145699A (en) | Guide wire | |
| JP2000116787A (en) | Tube for medical treatment | |
| US6827798B1 (en) | Catheter and method for manufacturing the same | |
| JP2623066B2 (en) | Guide wire | |
| JP2001009042A (en) | Catheter | |
| JP4417355B2 (en) | Medical wire | |
| JP5888740B2 (en) | Guide wire | |
| JP3288619B2 (en) | Guide wire | |
| JPH0759861A (en) | Catheter | |
| JP2001129074A (en) | Lubricated guiding catheter and spring guide wire | |
| JP2002233574A (en) | Guide wire with marker at end portion | |
| JP2000084088A (en) | Connecting guide wire |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20050414 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050426 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050621 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20060523 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060620 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20060720 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20060915 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20061003 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20061030 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091102 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101102 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111102 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121102 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121102 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131102 Year of fee payment: 7 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |