JP2006051386A

JP2006051386A - Medical guide wire

Info

Publication number: JP2006051386A
Application number: JP2005305702A
Authority: JP
Inventors: Naoki Ishii; 直樹石井; Takashi Kaneko; 隆金子
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2005-10-20
Filing date: 2005-10-20
Publication date: 2006-02-23
Anticipated expiration: 2019-07-30
Also published as: JP4493098B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a guide wire having a suitable flexible strength, and plasticity without causing damage on vascular walls and with a reliably responsive torque transmission of twisting force at hand to the tip even in a curved blood vessel. <P>SOLUTION: This medical guide wire has the tip part of a core material made of a titanium alloy having a β phase rigidity of 1,500 kgf/mm<SP>2</SP>or above to 6,000 kgf/mm<SP>2</SP>or less. The alloy has preferably a 0.2% yield force of 50 kgf/mm<SP>2</SP>or above to 150 kgf/mm<SP>2</SP>or less and a bend elasticity modulus of 6,000 kgf/mm<SP>2</SP>or above to 18,000 kgf/mm<SP>2</SP>or less. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、人体の必要部位の治療又は検査において用いられるカテーテルを案内するための医療用ガイドワイヤに関する。 The present invention relates to a medical guide wire for guiding a catheter used in treatment or examination of a necessary part of a human body.

カテーテル用ガイドワイヤは、外科的手術が困難な部位の治療や検査或いは低侵襲での治療を行う際にカテーテルを導入するための案内役として用いられている。一般的なガイドワイヤの操作方法は、医師等が予め先端部に若干の曲げ癖を与え（リシェイプ）てからカテーテル内に収容し、且つカテーテルの先端部から数ｍｍ〜数cm突き出した状態でガイドワイヤの基端側から医師が僅かなねじり力を加え分岐部を選択的に通過させて血管内等の目的部位に挿入していく。したがって、ガイドワイヤには基端部のねじり操作に対応して確実にその力を伝達（トルク伝達性）することが必要とされ、また、血管等の蛇行する管腔部或いは狭窄部を通過し（通過性）、分岐個所を所望の方向に選択的に進入していける（選択性、押し込み性）ことが必要とされる。 A guide wire for a catheter is used as a guide for introducing a catheter when performing treatment or inspection of a site where surgical operation is difficult or treatment with minimal invasiveness. A general guide wire operation method is that a doctor or the like gives a slight bending heel to the tip in advance (reshaping) and then accommodates it in the catheter and protrudes several mm to several cm from the tip of the catheter. A doctor applies a slight torsional force from the proximal end side of the wire and selectively passes through the branching portion to insert it into a target site such as a blood vessel. Therefore, it is necessary for the guide wire to reliably transmit the torque (torque transmission) in response to the twisting operation of the proximal end portion, and to pass through the meandering lumen portion or narrowed portion of the blood vessel or the like. (Passability), it is necessary to selectively enter the branch point in a desired direction (selectivity, pushability).

現在、医療用ガイドワイヤとしてはステンレス鋼、或いはピアノ線のいずれかの金属製の線状体を内芯とし該線状体先端部にコイルを巻きつけたものと超弾性の形状記憶合金を内芯とし合成樹脂を被覆して用いたものに大別されている。 At present, as a medical guide wire, a stainless steel or piano wire metal wire is used as an inner core and a coil is wound around the end of the wire and a super elastic shape memory alloy is used. They are roughly classified into those used as cores and coated with synthetic resin.

しかしながら、ステンレス鋼ガイドワイヤのように腰が強く押し込みがきき、且つ塑性変形し易い材料を内芯に用いると、蛇行する管腔部や狭窄部において血管壁を傷つけてしまったり、蛇行する血管を伸張してしまう事が懸念される。また、抜去時に塑性変形したガイドワイヤが血管壁を傷つけることも問題となっている。それに加えてステンレス鋼ガイドワイヤは蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が極めて悪く、分岐部での選択性、操作性が悪いことが以前から問題視されている。一方、超弾性合金製ガイドワイヤは蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性は高いもののリシェイプができないことや、湾曲状態での耐曲げ力が弱いといった問題を抱えている。したがって、上記問題点を解決し、容易に、且つ安全に術者が手技を行うことができる高弾性でありながら適度な腰強度を持つリシェイプ可能なガイドワイヤが要求されていた。 However, if a material such as a stainless steel guide wire that has a strong back and can be pushed in and is easily plastically deformed is used for the inner core, the blood vessel wall may be damaged in the meandering lumen or stenosis, or the meandering blood vessel may be damaged. There is a concern that it will expand. Another problem is that the guide wire that is plastically deformed at the time of removal damages the blood vessel wall. In addition, stainless steel guidewires have long been regarded as problematic because of their extremely poor transmission of torsional forces in meandering blood vessels and poor selectivity and operability at bifurcations. On the other hand, a superelastic alloy guide wire has a problem that it cannot be reshaped but has a low bending resistance in a bent state although it has a high torsional force transmission in a meandering blood vessel. Accordingly, there has been a demand for a reshapable guidewire that solves the above-described problems, and that can be easily and safely performed by an operator, yet has high elasticity and moderate waist strength.

比較的新しい内芯素材として、特許文献１はCo-Ni-Cr-Fe系合金からなる内芯を合成樹脂で被覆した医療用ガイドワイヤを提案している。しかしながら、記載してあるいずれの合金も弾性係数が20000kg/mm²以上とかなり高く、ステンレス鋼よりも剛直で塑性変形しにくい材料であり、蛇行している血管内に挿入していく際には血管壁を傷つけたり、蛇行している血管を伸張してしまう可能性が考えられる。また、特許文献２は、低モシ゛ュラスのチタン合金からなる移植片が提案されているが、高価なNb、Zrを必須の元素としていること、外径0.5mm以下に線引きされるガイドワイヤの内芯としてテンションをかけながら真直出しを行う上で、或いは先端側をテーパー加工していく上での強度が不足しており、連続してのテーパー加工処理や真直出し、樹脂の被覆処理を行うには適さない材料であるといえる。また、熱間加工による芯材の成形においては、結晶粒の粗大化が発生し強度がでにくい、成形中に表面酸化がおこり平滑な表面が得られにくく真円度を出しづらいといった問題があり、ガイドワイヤの芯材として要求される機械的物性、形状を得るには更に数回にわたる加工を行う必要がある。
特開平06-063151号公報特開平06-233811号公報 As a relatively new inner core material, Patent Document 1 proposes a medical guide wire in which an inner core made of a Co—Ni—Cr—Fe alloy is coated with a synthetic resin. However, any of the alloys described has a considerably higher elastic modulus of 20000 kg / mm ² or higher, is a material that is more rigid and less plastically deformed than stainless steel, and when inserted into a meandering blood vessel There is a possibility of damaging the blood vessel wall or stretching the meandering blood vessel. Patent Document 2 proposes a graft made of a low-modulus titanium alloy. However, expensive Nb and Zr are essential elements, and the inner core of a guide wire drawn to an outer diameter of 0.5 mm or less. In order to perform straight taper while applying tension or taper the tip side, the strength is insufficient. It can be said that the material is not suitable. In addition, in the molding of core material by hot working, there is a problem that coarsening of crystal grains occurs and strength is difficult, and surface oxidation occurs during molding, and it is difficult to obtain a smooth surface and it is difficult to produce roundness. In order to obtain the mechanical properties and shape required for the core material of the guide wire, it is necessary to perform processing several more times.
Japanese Patent Laid-Open No. 06-063151 Japanese Patent Laid-Open No. 06-233811

そこで本発明の目的は、適度な腰強度を持ちつつも、血管壁を傷つけない柔軟性を備えたガイドワイヤを提供することにある。また、湾曲した血管においても手元部のねじり力に対して先端部が確実に応答するトルク伝達性の優れたガイドワイヤを提供することにある。 SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a guide wire having flexibility that does not damage a blood vessel wall while having an appropriate waist strength. It is another object of the present invention to provide a guide wire with excellent torque transmission property in which a distal end portion surely responds to a twisting force of a proximal portion even in a curved blood vessel.

本発明者らは前述の問題点を鑑み、鋭意研究を重ねた結果本発明は以下によって達成される。 In light of the above-mentioned problems, the present inventors have conducted extensive research and as a result, the present invention is achieved by the following.

上記目的を達成するために本発明の医療用ガイドワイヤは以下の構成を備えている。 In order to achieve the above object, the medical guide wire of the present invention has the following configuration.

すなわち、剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下である、β相を含有するチタン合金によって形成された芯材を先端部に備える。
また、ダイス引き冷間伸線加工により断面が１５マイクロメートル以下の真円度を有する、β相を含有するチタン合金によって芯材を形成した医療用ガイドワイヤ。また、０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下で、剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下であるチタン合金によって形成された芯材を先端部に備える。 That is, provided modulus is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less, the core material formed by titanium alloy containing β-phase to the tip portion.
A medical guide wire in which a core is formed of a titanium alloy containing a β phase and having a roundness of 15 micrometers or less by die drawing cold drawing. Also includes a 0.2% yield strength 50 kgf / mm ² or more 150 kgf / mm ² or less, the core material rigidity is formed by the titanium alloy is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less at the tip portion .

上記合金はモーリの方程式により算出されるMo当量の値が3.65以上であることが好ましい。上記合金は０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下であることが好ましい。上記合金は曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下であることが好ましい。上記合金は、引張強度が110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下であることが好ましい。上記合金は、縦弾性率が5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下であることが好ましい。上記合金は、準安定βチタン合金であることが好ましい。上記ガイドワイヤはリシェイプ可能な先端部を備えることが好ましい。また、断面が１５マイクロメートル以下の真円度を有する、チタン合金によって形成された芯材を本体部に備える。 The alloy preferably has a Mo equivalent value of 3.65 or more calculated by the Mauri equation. The alloy preferably has a 0.2% proof stress of 50 kgf / mm ² or more and 150 kgf / mm ² or less. It is preferable that the alloy flexural modulus is 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less. The alloy preferably has a tensile strength of 110 kgf / mm ² or more and 200 kgf / mm ² or less. The alloy preferably has a longitudinal elastic modulus of 5,000 kgf / mm ² or more and 12,000 kgf / mm ² or less. The alloy is preferably a metastable β titanium alloy. It is preferable that the guide wire has a tip that can be reshaped. Further, a core member made of a titanium alloy having a roundness with a cross section of 15 micrometers or less is provided in the main body.

本発明の医療用ガイドワイヤは、適度な腰強度を持ち、且つプリシェイプ可能な高弾性・高強度の内芯を有しているため、トルク伝達性、押し込み性、分岐における選択性に優れており操作性が良好で安全に使用できるものである。更に、必要に応じて被覆部表面の摺動抵抗を低下させる処理を行うことにより、目的とする部位への到達性や狭窄部の通過性にも優れた性能を発揮することができる。 The medical guide wire of the present invention has an appropriate waist strength and has a highly elastic and high strength inner core that can be pre-shaped, so it has excellent torque transmission, pushability, and branching selectivity. It has good operability and can be used safely. Furthermore, by performing a treatment for reducing the sliding resistance on the surface of the covering portion as necessary, it is possible to exhibit excellent performance in reachability to a target site and passage through a constricted portion.

以下、図面を参照しながら本発明の好適な実施形態について説明する。 Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は、本発明の医療用ガイドワイヤの実施形態を示した断面図、図２は本発明の医療用ガイドワイヤの別の実施形態を示した断面図である。 FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of the medical guide wire of the present invention, and FIG. 2 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical guide wire of the present invention.

図１に示す医療用ガイドワイヤ１は、芯材１０とそのほぼ全表面を被った被覆部２０とからなる。 A medical guide wire 1 shown in FIG. 1 includes a core material 10 and a covering portion 20 covering almost the entire surface thereof.

医療用ガイドワイヤ１は、１５０ｃｍの長さであるが、種類によって１０ｃｍ〜４００ｃｍの様々な長さが適用可能である。外径は０．８９ｍｍ（０．０３５インチ）であるが、種類によって０．２〜２．０ｍｍに設定可能である。外径は先端部から基端部までほぼ同じであるが、先端部を細くしても良い。 The medical guide wire 1 has a length of 150 cm, but various lengths of 10 cm to 400 cm can be applied depending on the type. The outer diameter is 0.89 mm (0.035 inch), but can be set to 0.2 to 2.0 mm depending on the type. The outer diameter is substantially the same from the distal end to the proximal end, but the distal end may be made thinner.

芯材１０は、チタン合金により形成されており、好適には後述するβ相を含有するチタン合金である。芯材１０は先端部分を除いてほぼ均一径からなり、先端部分はテーパ状に細くなっている。被覆部２０は、プラスチックの被覆層から形成されている。プラスチックの被覆層としてはポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリエステル、ポリプロピレン、ポリアミド、ポリスチレン、ポリウレタン、フッ素樹脂若しくは各々のエラストマー等をコーティングして芯材１０に密着している。該被覆層は上記プラスチック材料からなるチューブであってもよい。さらに、被覆部２０の表面には潤滑性コートを施すのが好ましい。この場合、潤滑性コートとしては親水性表面にすることによって含水性を高めて血管などとの摩擦抵抗を減らし摺動性を高めることができる。また、シリコンコーティングを施して平滑で血液粘着性の低い表面を備えることで摺動性を高めることができる。その他摺動性を高めるのであれば様々な処理が可能である。 The core material 10 is formed of a titanium alloy, and is preferably a titanium alloy containing a β phase described later. The core material 10 has a substantially uniform diameter except for the tip portion, and the tip portion is tapered. The covering portion 20 is formed from a plastic covering layer. As the plastic coating layer, polyethylene, polyvinyl chloride, polyester, polypropylene, polyamide, polystyrene, polyurethane, fluororesin or respective elastomers are coated and adhered to the core material 10. The coating layer may be a tube made of the plastic material. Further, it is preferable to apply a lubricious coat to the surface of the covering portion 20. In this case, the lubricity coat can be made hydrophilic to increase the water content, reduce the frictional resistance with blood vessels, and improve the slidability. Moreover, slidability can be improved by providing a smooth and low blood adhesive surface by applying a silicon coating. In addition, various treatments are possible if the slidability is improved.

芯材１０に使用されているチタン合金は好適にはβ相を含有しており、引張り強度が超弾性Ni-Ti合金より大きく、縦弾性率に関してはNi-Ti合金の約２倍程度、ステンレス鋼の約半分であり、ねばり強く適度な柔軟性、復元性を備えたトルク伝達性にすぐれた材料である。 The titanium alloy used for the core material 10 preferably contains a β phase, has a tensile strength greater than that of the superelastic Ni—Ti alloy, and has a longitudinal elastic modulus of about twice that of the Ni—Ti alloy. It is about half of steel, and it is a strong and moderately flexible and resilient material with excellent torque transmission.

芯材１０に使用されている好適なβ相を含有するチタン合金は、引張強度が110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下であり、更に150kgf/mm²以上180kgf/mm²以下であることが好ましい。引張強度が110kgf/mm²未満であると冷間加工で線引きしたりテンションをかけながら真直出しを行うための強度として不足なので芯材を所望の外径にしにくく、また真直性に劣る芯材になりやすい。200kgf/mm²を越えると、引張強度の上昇に伴い縦弾性率の値が高くなり、しなやかさが失われるおそれがある。 Titanium alloys containing suitable β-phase used in the core material 10, the tensile strength is at 110 kgf / mm ² or more 200 kgf / mm ² or less, it is more 150 kgf / mm ² or more 180 kgf / mm ² or less preferable. If the tensile strength is less than 110 kgf / mm ² , the core material is difficult to have the desired outer diameter and is not straight enough because it is not strong enough to be drawn straight during cold working or tension. Prone. If it exceeds 200 kgf / mm ² , the value of the longitudinal elastic modulus increases with the increase in tensile strength, and the flexibility may be lost.

芯材１０の前記チタン合金は、前述した引張強度を備えると共に縦弾性率が5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下であり、更に、6,000kgf/mm²以上10,000kgf/mm²以下であることが好ましい。縦弾性率が5,000kgf/mm²未満であると、ガイドワイヤとして腰が弱いのでＮｉＴｉ合金のように手元での押し込みが先端に伝わりにくく、12,000kgf/mm²を越えると、腰が強くて蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が悪くなる。また、芯材１０の前記チタン合金は、ダイス引き冷間伸線加工により断面が１５μm以下の真円度を有しており、好ましくは5μm以下、更に好ましく1μm以下である。断面の真円度が１５μmを越えると湾曲した血管内において手元部の微妙なねじり力が正確に先端部に伝えることができず、血管の分岐部における選択性が劣る。 The titanium alloy of the core member 10 is the longitudinal elastic modulus is 5,000 kgf / mm ² or more 12,000kgf / mm ² or less provided with a tensile strength described above, further, 6,000kgf / mm ² or more 10,000kgf / mm ² or less Preferably there is. If the longitudinal elastic modulus is less than 5,000 kgf / mm ² , the waist as a guide wire is weak, so pushing at the hand is difficult to be transmitted to the tip like NiTi alloy, and if it exceeds 12,000 kgf / mm ² , the waist is strong and meanders The transmissibility of torsional force in the blood vessel to be deteriorated. The titanium alloy of the core material 10 has a roundness of 15 μm or less, preferably 5 μm or less, and more preferably 1 μm or less, by die drawing cold drawing. When the roundness of the cross section exceeds 15 μm, the delicate torsional force of the hand portion cannot be accurately transmitted to the distal end portion in the curved blood vessel, and the selectivity at the bifurcation portion of the blood vessel is inferior.

芯材１０の前記チタン合金は、剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下であり、好ましくは、3,000kgf/mm²以上5,000kgf/mm²以下である。剛性率が1,500kgf/mm²未満であると手元でのねじりトルクが瞬時に先端に伝わりにくくなり、6,000kgf/mm²を越えると湾曲した血管においてねじりトルクが忠実に先端部で再現することが困難となる。そして、芯材１０の前記チタン合金はモーリの方程式により算出されるモリブデン（Mo）当量の値が3.65以上であり、更に６以上であることが好ましい。一般的にチタン合金のβ相とα相にはそれぞれα−β変態点を上昇させたり低下させたりする添加元素がある。その中でもβ相領域を低温側に広げ、α−β変態点を低下させて添加元素をβ安定化元素という。β安定化元素によってα−β変態点が室温以下まで下がるとβ相が焼き入れされてもマルテンサイト変態せずに室温で準安定に存在するようになる。この準安定βＴｉ合金は時効処理などの熱処理でα相が析出し、材料の弾性率が変化することがある。β相の安定性を知る指標として添加元素の重量％の値をモリブデン（Ｍｏ）当量として次のモーリーの方程式に当てはめることできる（Materials Science and Engineering A243(1998)46-65参照）。 The titanium alloy of the core member 10, the rigid constant of 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less, preferably, 3,000kgf / mm ² or more 5,000 kgf / mm ² or less. If the rigidity is less than 1,500 kgf / mm ² , the torsion torque at hand will not be transmitted instantly to the tip, and if it exceeds 6,000 kgf / mm ² , the torsion torque can be faithfully reproduced at the tip in curved blood vessels. It becomes difficult. The titanium alloy of the core material 10 has a molybdenum (Mo) equivalent value calculated by the Mauri equation of 3.65 or more, and more preferably 6 or more. Generally, there are additive elements that increase or decrease the α-β transformation point in each of the β phase and α phase of the titanium alloy. Among them, the β phase region is expanded to the low temperature side, the α-β transformation point is lowered, and the additive element is called a β stabilizing element. When the α-β transformation point is lowered to room temperature or lower due to the β-stabilizing element, even if the β phase is quenched, it becomes metastable at room temperature without martensitic transformation. In this metastable βTi alloy, the α phase may be precipitated by heat treatment such as aging treatment, and the elastic modulus of the material may change. As an index for knowing the stability of the β phase, the value of weight% of the additive element can be applied to the following Morley equation as molybdenum (Mo) equivalent (see Materials Science and Engineering A243 (1998) 46-65).

Ｍｏ当量＝1.0Mo+0.67V+0.44W+0.28Nb+0.22Ta+1.6Cr+・・・-1.0Al
芯材１０の前記チタン合金についてMo当量の値が3.65より低いと、準安定βＴｉ合金になり得ず又はなりにくく、熱処理によって高い強度を得にくく真直出しを行うための強度として不足なので真直性に劣る芯材になるおそれがある。また、α相の体積のしめる割合がおおきくなると冷間加工などの加工性が劣る。 Mo equivalent = 1.0Mo + 0.67V + 0.44W + 0.28Nb + 0.22Ta + 1.6Cr + ・・・ -1.0Al
When the value of Mo equivalent of the titanium alloy of the core material 10 is lower than 3.65, it cannot be a metastable βTi alloy, and it is difficult to obtain a high strength by heat treatment, and it is insufficient as a strength for straightening. There is a risk of inferior core material. Further, when the proportion of the α phase volume is increased, workability such as cold work is inferior.

なお、β相を含むチタン合金としては、ガイドワイヤとして例えば引張強度、縦弾性率、剛性率、０．２％耐力又は曲げ弾性率などが好適な性質を備えていれば上述した準安定βＴｉ合金と限るものではない。 In addition, as a titanium alloy containing a β phase, the metastable βTi alloy described above may be used as long as the guide wire has suitable properties such as tensile strength, longitudinal elastic modulus, rigidity, 0.2% proof stress or bending elastic modulus. It is not limited.

また、芯材１０の前記合金は０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下であり、更に100kgf/mm²以上130kgf/mm²以下であることが好ましい。０．２％耐力が５０kgf/mm²未満であると曲げ癖がつきやすく、１５０kgf/mm²を越えると術者によるリシェイプがしにくくなり先端部に分岐部の選択性をもたせることができない。さらに、芯材１０の前記合金は曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下であり、更に10,000kgf/mm²以上15,000kgf/mm²以下であることが好ましい。曲げ弾性率が6,000kgf/mm²未満であると腰が弱く挿入時の押し込みがききにくく、18,000kgf/mm²を越えると蛇行している血管を無理に真っ直ぐにしてダメージを与えかねない。なお、上記芯材１０の特性は、すべてを備えることが好ましいが、少なくとも１つの特性を示してもよい。すなわち、医療用ガイドワイヤの芯材として110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下の引張強度や、5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下の縦弾性率であるチタン合金であってもよい。医療用ガイドワイヤの芯材として断面の真円度が１５μm以下のチタン合金であってもよい。医療用ガイドワイヤの芯材として1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下の剛性率であるチタン合金であってもよい。また、モーリの方程式により算出されるMo当量の値が3.65以上であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。さらに、０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。また、曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。 Furthermore, the alloy is 0.2% yield strength of the core 10 is 50 kgf / mm ² or more 150 kgf / mm ² or less and preferably more 100 kgf / mm ² or more 130 kgf / mm ² or less. If the 0.2% proof stress is less than 50 kgf / mm ² , bending wrinkles are likely to occur, and if it exceeds 150 kgf / mm ² , it will be difficult for the operator to reshape and the tip part will not be able to have a branching part selectivity. Furthermore, the alloy flexural modulus of the core member 10 is at 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less, is preferably further 10,000kgf / mm ² or more 15,000kgf / mm ² or less. Flexural modulus is less likely to hear is pushed in during insertion weak stiffness is less than 6,000kgf / mm ^2, could damage was forcibly straightened vessels meander exceeds the 18,000kgf / mm ^2. In addition, although it is preferable to provide all the characteristics of the said core material 10, you may show an at least 1 characteristic. That, 110 kgf / mm ² or more 200 kgf / mm ² or less of the tensile strength and the core material of the medical guide wire, may be a titanium alloy is 5,000 kgf / mm ² or more 12,000kgf / mm ² or less longitudinal elastic modulus of . The core material of the medical guide wire may be a titanium alloy having a roundness of a cross section of 15 μm or less. May be a titanium alloy is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less in rigidity as the core material of the medical guide wire. Alternatively, it may be a core material of a medical guide wire made of a titanium alloy having a Mo equivalent value calculated by the Mauri equation of 3.65 or more. Further, it may be a core material for a medical guide wire made of a titanium alloy having a 0.2% proof stress of 50 kgf / mm ² or more and 150 kgf / mm ² or less. Furthermore, flexural modulus may be core material of a medical guide wire comprising a 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less is a titanium alloy.

そして、各々の特性を２つ以上兼ね備えた芯材であることが好ましい。例えば、110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下の引張強度又は5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下縦弾性率と所定真円度のチタン合金、上記数値範囲を備える引張強度又は縦弾性率と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金、断面の所定真円度と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金であってもよい。 And it is preferable that it is a core material which has two or more of each characteristic. For example, 110 kgf / mm ² or more 200 kgf / mm ² or less in tensile strength or 5,000 kgf / mm ² or more 12,000kgf / mm ² or less longitudinal elastic modulus and the predetermined roundness of titanium alloy, the tensile strength or modulus of longitudinal elasticity comprises the numerical range It may be a titanium alloy having a stiffness and a rigidity having the above numerical range, or a titanium alloy having a rigidity having a predetermined roundness of the cross section and the above numerical range.

芯材１０の前記チタン合金は、チタンの他に、モリブデン（Ｍｏ）、バナジウム（Ｖ）、タングステン（Ｗ）、ニオブ（Ｎｂ）、タンタル（Ｔａ）、鉄（Ｆｅ）、クロム（Ｃｒ）、ニッケル（Ｎｉ）、コバルト（Ｃｏ）、アルミニウム（Ａｌ）、亜鉛（Ｚｎ）、錫（Ｓｎ）などを添加して前述したようにβ相を含有するチタン合金を形成できる。 In addition to titanium, the titanium alloy of the core material 10 is molybdenum (Mo), vanadium (V), tungsten (W), niobium (Nb), tantalum (Ta), iron (Fe), chromium (Cr), nickel (Ni), cobalt (Co), aluminum (Al), zinc (Zn), tin (Sn) and the like can be added to form a titanium alloy containing a β phase as described above.

次に、図２に示す医療用ガイドワイヤ１００は、芯材１１０とその先端部の表面を被った被覆部１２０とからなる。 Next, the medical guide wire 100 shown in FIG. 2 includes a core member 110 and a covering portion 120 covering the surface of the tip portion.

医療用ガイドワイヤ１００は、１８０ｃｍの長さであるが、種類によって１０ｃｍ〜４００ｃｍの様々な長さが適用可能である。外径は０．３６ｍｍ（０．０１４インチ）であるが、種類によって０．２〜２．０ｍｍに設定可能である。 The medical guidewire 100 has a length of 180 cm, but various lengths of 10 cm to 400 cm can be applied depending on the type. The outer diameter is 0.36 mm (0.014 inch), but can be set to 0.2 to 2.0 mm depending on the type.

芯材１１０は、チタン合金により形成されており、好適には後述するβ相を含有するチタン合金である。被覆部１２０は、コイルから形成されているが、プラスチックの被覆層から形成しても構わない。コイルによる被覆部１２０はステンレス鋼製であり長さは１ｃｍから５０ｃｍに設定できる。コイルによる被覆部１２０は、その先端部分をＸ線造影性が他の部分よりも高い材料によって形成していることが好ましい。Ｘ線造影性が他の部分よりも高い材料とは、例えば金、白金、イリジウム若しくはそれらの合金である。プラスチックの被覆層としてはガイドワイヤ１０で前述した材料が使用できる。該被覆層は上記プラスチック材料からなるチューブであってもよい。さらに、被覆部２０の表面には潤滑性コートを施すのが好ましい。この場合、潤滑性コートとしては親水性表面にすることによって含水性を高めて血管などとの摩擦抵抗を減らし摺動性を高めることができる。また、シリコンコーティングを施して平滑で血液粘着性の低い表面を備えることで摺動性を高めることができる。その他摺動性を高めるのであれば様々な処理が可能である。 The core material 110 is made of a titanium alloy, and is preferably a titanium alloy containing a β phase described later. The covering portion 120 is formed from a coil, but may be formed from a plastic covering layer. The coil-coated portion 120 is made of stainless steel, and the length can be set from 1 cm to 50 cm. It is preferable that the coating | coated part 120 by the coil forms the front-end | tip part with the material whose X-ray contrast property is higher than another part. Examples of the material having higher X-ray contrast than the other parts are gold, platinum, iridium, and alloys thereof. As the plastic covering layer, the above-described materials for the guide wire 10 can be used. The coating layer may be a tube made of the plastic material. Further, it is preferable to apply a lubricious coat to the surface of the covering portion 20. In this case, the lubricity coat can be made hydrophilic to increase the water content, reduce the frictional resistance with blood vessels, and improve the slidability. Moreover, slidability can be improved by providing a smooth and low blood adhesive surface by applying a silicon coating. In addition, various treatments are possible if the slidability is improved.

芯材１１０に使用されているチタン合金は好適にはβ相を含有しており、引張強度が超弾性Ni-Ti合金より大きく、縦弾性率に関してはNi-Ti合金の約２倍程度、ステンレス鋼の約半分であり、ねばり強く適度な柔軟性、復元性を備えたトルク伝達性にすぐれた材料である。 The titanium alloy used for the core material 110 preferably contains a β phase, has a tensile strength greater than that of the superelastic Ni—Ti alloy, and has a longitudinal elastic modulus of about twice that of the Ni—Ti alloy, stainless steel. It is about half of steel, and it is a strong and moderately flexible and resilient material with excellent torque transmission.

芯材１１０は図２のように先端部から基端部まで同じ素材を使用することができる。その場合には、各部位に要求される特性によって外径を変化させる。例えば、先端部を除く部分は比較的剛性の高く手元の押し込み、トルクを先端に伝えるために先端に比べて外径を大きくし、２段若しくは３段以上のテーパ部を経て外径を細くして極めて柔軟な先端部を示すようにする。また、各部位に要求される特性に応じてチタン合金と異なる材料の線材を組み合わせて使用することも可能である。例えば、先端部の芯材をNi-Ti合金とし、本体部の芯材をチタン合金とした医療用ガイドワイヤにあっては、本体部の押し込み性、トルク伝達性に優れながら、Ni-Ti合金の備える極めて優れた復元性による血管追従性、血管通過性を兼ね備えることができる。また、先端部の芯材をチタン合金として、本体部の芯材をステンレス鋼線とした医療用ガイドワイヤにあっては、ステンレス鋼線の備える押し込み性を本体部に持ちながら、キンクしにくく、塑性変形しにくい粘り強さと高いトルク伝達性の両方を兼ね備える先端部を兼ね備える。 As the core material 110, the same material can be used from the distal end portion to the proximal end portion as shown in FIG. In that case, the outer diameter is changed according to the characteristics required for each part. For example, the part excluding the tip part is relatively stiff and pushes at the hand, and the outer diameter is made larger than the tip part to transmit torque to the tip part, and the outer diameter is made narrower through two or more stages of taper parts. And show a very flexible tip. Moreover, it is also possible to use a wire rod made of a material different from the titanium alloy in accordance with the characteristics required for each part. For example, in medical guidewires that use Ni-Ti alloy as the core material at the tip and titanium alloy as the core material in the main body, the Ni-Ti alloy has excellent pushability and torque transmission of the main body. The blood vessel following property and the blood vessel passing property due to the extremely excellent restoring property provided by the blood vessel can be provided. In addition, in the medical guide wire in which the core material of the tip part is a titanium alloy and the core material of the main body part is a stainless steel wire, it is difficult to kink while having the pushability of the stainless steel wire in the main body part, It has a tip part that has both a tenacity that is difficult to plastically deform and a high torque transmission.

芯材１１０に使用されている好適なβ相を含有するチタン合金は、引張強度が110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下であり、更に150kgf/mm²以上180kgf/mm²以下であることが好ましい。引張強度が110kgf/mm²未満であると冷間加工で線引きしたりテンションをかけながら真直出しを行うための強度として不足なので芯材を所望の外径にしにくく、また真直性に劣る芯材になりやすい。200kgf/mm²を越えると、引張強度の上昇に伴い縦弾性率の値が高くなり、しなやかさが失われるおそれがある。 Titanium alloys containing suitable β-phase used in the core 110, the tensile strength is at 110 kgf / mm ² or more 200 kgf / mm ² or less, it is more 150 kgf / mm ² or more 180 kgf / mm ² or less preferable. If the tensile strength is less than 110 kgf / mm ² , the core material is difficult to have the desired outer diameter and is not straight enough because it is not strong enough to be drawn straight during cold working or tension. Prone. If it exceeds 200 kgf / mm ² , the value of the longitudinal elastic modulus increases with the increase in tensile strength, and the flexibility may be lost.

芯材１１０の前記チタン合金は、前述した引張強度を備えると共に縦弾性率が5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下であり、更に6,000kgf/mm²以上10,000kgf/mm²以下であることが好ましい。縦弾性率が5,000kgf/mm²未満であると、ガイドワイヤとして腰が弱いのでＮｉＴｉ合金のように手元での押し込みが先端に伝わりにくく、12,000kgf/mm²を越えると、腰が強くて蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が悪くなる。また、芯材１１０の前記チタン合金は、ダイス引き冷間伸線加工により断面が１５μm以下の真円度を有しており、好ましくは５μm以下、更に好ましく１μm以下である。断面の真円度が１５μmを越えると湾曲した血管内でのトルク伝達性が劣る。 The titanium alloy of the core material 110, longitudinal elastic constant of 5,000 kgf / mm ² or more 12,000kgf / mm ² or less, is further 6,000kgf / mm ² or more 10,000kgf / mm ² or less provided with a tensile strength described above It is preferable. If the longitudinal elastic modulus is less than 5,000 kgf / mm ² , the waist as a guide wire is weak, so pushing at the hand is difficult to be transmitted to the tip like NiTi alloy, and if it exceeds 12,000 kgf / mm ² , the waist is strong and meanders The transmissibility of torsional force in the blood vessel to be deteriorated. In addition, the titanium alloy of the core material 110 has a roundness of 15 μm or less, preferably 5 μm or less, and more preferably 1 μm or less, by die drawing cold drawing. When the roundness of the cross section exceeds 15 μm, torque transmission in a curved blood vessel is inferior.

芯材１１０の前記チタン合金は、剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下であり、好ましくは、3,000kgf/mm²以上5,000kgf/mm²以下である。剛性率が1,500kgf/mm²未満であると手元でのねじりトルクが瞬時に先端に伝わりにくくなり、6,000kgf/mm²を越えると湾曲した血管においてねじりトルクが忠実に先端部で再現することが困難となる。そして、芯材１１０の前記チタン合金は前述したとおりモーリの方程式により算出されるMo当量の値が3.65以上であり、更に６以上であることが好ましい。 The titanium alloy of the core material 110, the rigidity constant of 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less, preferably, 3,000kgf / mm ² or more 5,000 kgf / mm ² or less. If the rigidity is less than 1,500 kgf / mm ² , the torsion torque at hand will not be transmitted instantly to the tip, and if it exceeds 6,000 kgf / mm ² , the torsion torque can be faithfully reproduced at the tip in curved blood vessels. It becomes difficult. As described above, the titanium alloy of the core material 110 has a Mo equivalent value calculated by the Mauri equation of 3.65 or more, and preferably 6 or more.

なお、β相を含有するチタン合金としては、ガイドワイヤとして例えば引張強度、縦弾性率、剛性率、０．２％耐力又は曲げ弾性率などが好適な性質を備えていれば上述した準安定βＴｉ合金と限るものではない。 In addition, as a titanium alloy containing a β phase, the above-described metastable βTi as long as the guide wire has suitable properties such as tensile strength, longitudinal elastic modulus, rigidity, 0.2% proof stress or bending elastic modulus. It is not limited to alloys.

また、芯材１１０の前記合金は０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下であり、更に100kgf/mm²以上130kgf/mm²以下であることが好ましい。０．２％耐力が５０kgf/mm²未満であると曲げ癖がつきやすく、１５０kgf/mm²を越えると術者によるリシェイプがしにくくなり先端部に分岐部の選択性を持たせることができない。さらに、芯材１１０の前記合金は曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下であり、更に10,000kgf/mm²以上15,000kgf/mm²以下であることが好ましい。曲げ弾性率が6,000kgf/mm²未満であると腰が弱く挿入時の押し込みがききにくく、18,000kgf/mm²を越えると蛇行している血管を無理に真っ直ぐにしてダメージを与えかねない。なお、上記芯材１１０の特性は、すべてを備えることが好ましいが、少なくとも１つの特性を示してもよい。すなわち、医療用ガイドワイヤの芯材として110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下の引張強度や、5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下の縦弾性率であるチタン合金であってもよい。医療用ガイドワイヤの芯材として断面の真円度が１５μm以下のチタン合金であってもよい。医療用ガイドワイヤの芯材として1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下の剛性率であるチタン合金であってもよい。また、モーリの方程式により算出されるMo当量の値が3.65以上であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。さらに、０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。また、曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下であるチタン合金からなる医療用ガイドワイヤの芯材であっても良い。 Furthermore, the alloy of the core material 110 is 0.2% yield strength 50 kgf / mm ² or more 150 kgf / mm ² or less and preferably more 100 kgf / mm ² or more 130 kgf / mm ² or less. If the 0.2% proof stress is less than 50 kgf / mm ² , bending wrinkles are likely to occur, and if it exceeds 150 kgf / mm ² , it is difficult for the surgeon to reshape and the tip portion cannot have the selectivity of the branch portion. Furthermore, the alloy flexural modulus of the core material 110 is at 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less, is preferably further 10,000kgf / mm ² or more 15,000kgf / mm ² or less. Flexural modulus is less likely to hear is pushed in during insertion weak stiffness is less than 6,000kgf / mm ^2, could damage was forcibly straightened vessels meander exceeds the 18,000kgf / mm ^2. The core material 110 preferably has all the characteristics, but may exhibit at least one characteristic. That, 110 kgf / mm ² or more 200 kgf / mm ² or less of the tensile strength and the core material of the medical guide wire, may be a titanium alloy is 5,000 kgf / mm ² or more 12,000kgf / mm ² or less longitudinal elastic modulus of . The core material of the medical guide wire may be a titanium alloy having a roundness of a cross section of 15 μm or less. May be a titanium alloy is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less in rigidity as the core material of the medical guide wire. Further, it may be a core material of a medical guide wire made of a titanium alloy having a Mo equivalent value calculated by the Morley equation of 3.65 or more. Further, it may be a core material for a medical guide wire made of a titanium alloy having a 0.2% proof stress of 50 kgf / mm ² or more and 150 kgf / mm ² or less. Furthermore, flexural modulus may be core material of a medical guide wire comprising a 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less is a titanium alloy.

芯材１１０の前記チタン合金は、チタンの他に、Ｍｏ、Ｖ、Ｗ、Ｎｂ、Ｔａ、Ｆｅ、Ｃｒ、Ｎｉ、Ｃｏ、Ａｌ、Ｚｒ、Ｓｎなどを添加して前述したようにβ相を含有するチタン合金を形成できる芯材１１０のチタン合金は芯材１０で記載した方法で製造可能である。 The titanium alloy of the core material 110 contains β phase as described above by adding Mo, V, W, Nb, Ta, Fe, Cr, Ni, Co, Al, Zr, Sn, etc. in addition to titanium. The titanium alloy of the core material 110 that can form the titanium alloy can be manufactured by the method described for the core material 10.

本発明の如くガイドワイヤの芯材をβ相を含有するチタン合金によって形成した場合には、キンクしにくく、塑性変形しにくい粘り強さと高いトルク伝達性の両方を兼ね備える事ができ、血管等の内部へのガイドワイヤの挿入、ガイドワイヤの外面へのカテーテル等の冠挿を確実かつ円滑に実施する事ができる。つまり、先端部は高強度・高弾性を維持しながらも、手元部のねじり力に対してはほぼ確実に応答することができる操作性の高いガイドワイヤと成り得る。また、先端部は必要に応じてリシェイプにより形状づけが可能であること、芯材が適度な腰強度を有していることから狭窄部における押し込み性も良く分岐部での選択性も高い。一方では、Sn或いはMoといった造影性の高い金属を含有している高弾性・高強度チタン合金を選択することにより、従来のNi-Ti線のような超弾性合金やSUSのようなステンレス鋼よりも高い造影性を発現することが可能であり、術者がガイドワイヤの全体像を確認できることにより正確な操作が可能となり得る利点もある。 When the core material of the guide wire is formed of a titanium alloy containing a β phase as in the present invention, it is difficult to kink, and both the tenacity that is difficult to plastically deform and high torque transmission properties can be obtained. The guide wire can be inserted into the guide, and the catheter can be inserted into the outer surface of the guide wire reliably and smoothly. In other words, the tip portion can be a guide wire with high operability that can respond to the torsional force of the hand portion almost certainly while maintaining high strength and high elasticity. In addition, the tip portion can be shaped by reshaping as necessary, and since the core material has an appropriate waist strength, the pushability at the narrowed portion is good and the selectivity at the branching portion is also high. On the other hand, by selecting a high-elasticity and high-strength titanium alloy containing a high-contrast metal such as Sn or Mo, it is possible to select a conventional super-elastic alloy such as Ni-Ti wire or stainless steel such as SUS. In addition, it is possible to express a high contrast property, and there is an advantage that an operator can confirm an entire image of the guide wire, thereby enabling an accurate operation.

以上、医療用ガイドワイヤとして説明してきたが、上述したキンクしにくく、塑性変形しにくい粘り強さと高いトルク伝達性の両方を兼ね備えたチタン合金は、各種医療器具に使用できる。例えば、バルーンを備えたＰＴＣＡ用カテーテルの芯材、いわゆるオンザワイヤー（On-The-Wire）式カテーテルの芯材としても使用可能である。このカテーテルはバルーンより先の部分をガイドワイヤとして使用するＰＴＣＡ用カテーテルの一種であり、後述するオーバーザワイヤー（Over-The-Wire）式カテーテルのようなガイドワイヤルーメンがないのでバルーン部分の外径が小さくできる。このカテーテルは、チューブ内に芯材が所定長だけ突出した状態で挿通され、バルーンはチューブ先端部と突出した部分の芯材の途中とに固着する。また、オーバーザワイヤーカテーテルのルーメンや壁面に芯材を設けて押し込み性を向上させることもできる。さらに、石灰化した狭窄病変を回転体によって削って除去する装置の芯材にも適用できる。 As described above, the medical guide wire has been described. However, the titanium alloy that has both the tenacity and the high torque transmission property that are difficult to kink and plastically deform can be used for various medical devices. For example, it can also be used as a core material for a PTCA catheter equipped with a balloon, that is, a so-called on-the-wire catheter core material. This catheter is a kind of PTCA catheter that uses a portion ahead of the balloon as a guide wire. Since there is no guide wire lumen like the over-the-wire type catheter described later, the outer diameter of the balloon portion is small. Can be small. This catheter is inserted in a state where the core material protrudes into the tube by a predetermined length, and the balloon is fixed to the tube tip and the middle of the protruding portion of the core material. Further, the pushability can be improved by providing a core material on the lumen or wall surface of the over-the-wire catheter. Furthermore, the present invention can also be applied to a core material of a device that removes a calcified stenotic lesion by scraping with a rotating body.

以下、本発明に適用できる芯材の実施例を説明するが実施の形態は以下に限定されるものではない。 Examples of core materials applicable to the present invention will be described below, but the embodiments are not limited to the following.

（実施例１）15wt％のバナジウム、3wt％のスズ、3wt％のクロム、3wt％のアルミニウム、残部チタンからなる外径9.0mmの熱間圧延材を用い、まずこの線材の表面皮むきを行って外径8.3mmの線材を作製した。次に、ロール伸線を行って外径2.0mmとし、800〜810℃で10min間ライン焼鈍で溶体化処理を行った。ついで、ダイス引きの乾式伸線を行い外径0.48mmの線材を得た。得られた線材は最後に500℃で4時間の時効処理により仕上げを行った。 (Example 1) Using a hot rolled material having an outer diameter of 9.0 mm made of 15 wt% vanadium, 3 wt% tin, 3 wt% chromium, 3 wt% aluminum, and the remaining titanium, the surface of the wire was first peeled off. A wire with an outer diameter of 8.3 mm was produced. Next, roll drawing was performed to obtain an outer diameter of 2.0 mm, and solution treatment was performed by line annealing at 800 to 810 ° C. for 10 minutes. Subsequently, dry drawing was performed by die drawing to obtain a wire rod having an outer diameter of 0.48 mm. The obtained wire was finally finished by aging treatment at 500 ° C. for 4 hours.

上記のように作製されたTi-15V-3Sn-3Cr-3Al合金線材の機械的物性値を表１に示す。 Table 1 shows the mechanical properties of the Ti-15V-3Sn-3Cr-3Al alloy wire produced as described above.

なお、各数値の試験方法及び算出方法は次の通りである。 In addition, the test method and calculation method of each numerical value are as follows.

引張強度、縦弾性率、０．２％耐力は、金属材料引張試験方法（JIS Z2241）に準じて室温下で引張速度５mm/分、チャック間距離５０ｍｍにて行い、数値を算出した。 Tensile strength, longitudinal elastic modulus, and 0.2% proof stress were calculated in accordance with a metal material tensile test method (JIS Z2241) at room temperature at a tensile speed of 5 mm / min and a distance between chucks of 50 mm.

剛性率は、高千穂精機（株）製細物ねじり試験機を使用して、室温下でねじり速度１０回／分、標点距離２５ｍｍにて行い、得られたトルクの値を剛性率Ｇ＝３２ＬＴ_１／πｄ^４θ（Ｌ：標点距離、Ｔ_１／：θ時のトルク値、ｄ：線径、θ：角度、９０度＝１．５７で計算）の式に当てはめて計算する。 The rigidity is measured by using a fine torsion tester manufactured by Takachiho Seiki Co., Ltd. at room temperature with a twisting speed of 10 times / minute and a gauge distance of 25 mm. The value of the obtained torque is expressed as rigidity G = 32LT. ₁ / πd ⁴ θ (L: gauge distance, T ₁ /: torque value at θ, d: wire diameter, θ: angle, calculated at 90 ° = 1.57) and calculated.

線材の断面の真円度は、細径化された部分を除く部分について長さ方向に任意に５箇所計測してJIS B0419に準じて数値をだした。 The roundness of the cross section of the wire rod was measured according to JIS B0419 by arbitrarily measuring five points in the length direction of the portion excluding the thinned portion.

曲げ弾性率は、三点曲げ試験を行って測定した。具体的には支点間３０ｍｍ（サンプル長４０ｍｍ）の三点曲げジグに試料を設置し、室温下で正確に真ん中を５ｍｍ／分の速度で２ｍｍ押し込みその時の荷重から曲げ弾性率を求めた。試験方法及び数値の算出はJIS K7203に準じた。なお、慣性モーメントＩの値は円形断面のためπｄ^４／６４を代入して求めた（ｄ：線径）。以下の実施例も同様に求めた。 The bending elastic modulus was measured by performing a three-point bending test. Specifically, a sample was placed on a three-point bending jig with a fulcrum of 30 mm (sample length: 40 mm), and the center was pushed in at 2 mm accurately at room temperature at a speed of 5 mm / min, and the flexural modulus was obtained from the load at that time. The test method and calculation of numerical values were in accordance with JIS K7203. The value of the moment of inertia I is obtained by substituting the [pi] d ^4/64 for a circular cross-section (d: wire diameter). The following examples were obtained in the same manner.

（実施例2）15wt％のモリブデン、5wt％のジルコニウム、3wt％のアルミニウム、残部チタンからなる外径9.0mmの熱間圧延材を用い、まずこの線材の表面皮むきを行って外径8.3mmの線材を作製した。次に、ロール伸線を行って外径2.0mmとし、800〜810℃で10min間ライン焼鈍で溶体化処理を行った。ついで、ダイス引きの乾式伸線を行い外径0.48mmの線材を得た。得られた線材は最後に500℃で4時間の時効処理により仕上げを行った。 (Example 2) A hot rolled material having an outer diameter of 9.0 mm made of 15 wt% molybdenum, 5 wt% zirconium, 3 wt% aluminum, and the remaining titanium was used. First, the surface of the wire was peeled to obtain an outer diameter of 8.3 mm. A wire was prepared. Next, roll drawing was performed to obtain an outer diameter of 2.0 mm, and solution treatment was performed by line annealing at 800 to 810 ° C. for 10 minutes. Subsequently, dry drawing was performed by die drawing to obtain a wire rod having an outer diameter of 0.48 mm. The obtained wire was finally finished by aging treatment at 500 ° C. for 4 hours.

上記のように作製されたTi-15Mo-5Zr-3Al合金線材の機械的物性値を表１に示す。 Table 1 shows the mechanical property values of the Ti-15Mo-5Zr-3Al alloy wire produced as described above.

（実施例3）22wt％のバナジウム、4wt％のアルミニウム、残部チタンからなる外径9.0mmの熱間圧延材を用い、まずこの線材の表面皮むきを行って外径8.3mmの線材を作製した。次に、ロール伸線を行って外径2.0mmとし、800〜810℃で10min間ライン焼鈍で溶体化処理を行った。ついで、ダイス引きの乾式伸線を行い外径0.48mmの線材を得た。得られた線材は最後に500℃で4時間の時効処理により仕上げを行った。 (Example 3) Using a hot rolled material having an outer diameter of 9.0 mm composed of 22 wt% vanadium, 4 wt% aluminum, and the remaining titanium, the surface of the wire was first peeled to produce a wire having an outer diameter of 8.3 mm. . Next, roll drawing was performed to obtain an outer diameter of 2.0 mm, and solution treatment was performed by line annealing at 800 to 810 ° C. for 10 minutes. Subsequently, dry drawing was performed by die drawing to obtain a wire rod having an outer diameter of 0.48 mm. The obtained wire was finally finished by aging treatment at 500 ° C. for 4 hours.

上記のように作製されたTi-22V-4Al合金線材の機械的物性値を表１に示す。 Table 1 shows the mechanical properties of the Ti-22V-4Al alloy wire produced as described above.

（比較例）比較例として超弾性のNi-Ti合金（比較例１）、ステンレス鋼のSUS304の外径が0.48mmのもの（比較例２）を用い、機械的物性を測定した。 (Comparative Example) As a comparative example, a superelastic Ni-Ti alloy (Comparative Example 1) and a stainless steel SUS304 having an outer diameter of 0.48 mm (Comparative Example 2) were used to measure mechanical properties.

図１は本発明の医療用ガイドワイヤの一実施形態を示した断面図。FIG. 1 is a sectional view showing an embodiment of the medical guide wire of the present invention. 図２は本発明の医療用ガイドワイヤの別の実施形態を示した断面図。FIG. 2 is a sectional view showing another embodiment of the medical guide wire of the present invention.

符号の説明Explanation of symbols

１、１００：医療用ガイドワイヤ
１０、１１０：芯材
２０、１２０：被覆部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1,100: Medical guide wire 10, 110: Core material 20, 120: Covering part

Claims

剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下である、β相を含有するチタン合金によって形成された芯材を先端部に備える医療用ガイドワイヤ。 Modulus is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less, a medical guide wire provided to the tip portion of the core material formed by a titanium alloy containing β phase.

ダイス引き冷間伸線加工により断面が１５マイクロメートル以下の真円度を有する、β相を含有するチタン合金によって芯材を形成した医療用ガイドワイヤ。 A medical guide wire in which a core material is formed of a titanium alloy containing a β phase, which has a roundness of 15 micrometers or less by die drawing cold drawing.

０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下で、剛性率が1,500kgf/mm²以上6,000kgf/mm²以下であるチタン合金によって形成された芯材を先端部に備える医療用ガイドワイヤ。 0.2% yield strength 50 kgf / mm ² or more 150 kgf / mm ² or less, for medical rigidity is provided to the tip portion of the core material formed by the titanium alloy is 1,500kgf / mm ² or more 6,000kgf / mm ² or less Guide wire.

上記合金はモーリの方程式により算出されるMo当量の値が3.65以上である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to any one of claims 1 to 3, wherein the alloy has a Mo equivalent value calculated by a Morley equation of 3.65 or more.

上記合金は０．２％耐力が５０kgf/mm²以上１５０kgf/mm²以下である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to any one of claims 1 to 3, wherein the alloy has a 0.2% proof stress of 50 kgf / mm ² or more and 150 kgf / mm ² or less.

上記合金は曲げ弾性率が6,000kgf/mm²以上18,000kgf/mm²以下である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guidewire according to any one of claims 1 to 3 said alloy flexural modulus is 6,000kgf / mm ² or more 18,000kgf / mm ² or less.

上記合金は、引張強度が110kgf/mm²以上200kgf/mm²以下である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to any one of claims 1 to 3, wherein the alloy has a tensile strength of 110 kgf / mm ² or more and 200 kgf / mm ² or less.

上記合金は、縦弾性率が5,000kgf/mm²以上12,000kgf/mm²以下である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to any one of claims 1 to 3, wherein the alloy has a longitudinal elastic modulus of 5,000 kgf / mm ² or more and 12,000 kgf / mm ² or less.

上記合金は、準安定βチタン合金である請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to any one of claims 1 to 3, wherein the alloy is a metastable β titanium alloy.

上記ガイドワイヤはリシェイプ可能な先端部を備える請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guidewire according to any one of claims 1 to 3, wherein the guidewire includes a reshapeable tip.

断面が１５マイクロメートル以下の真円度を有する、チタン合金によって形成された芯材を本体部に備える医療用ガイドワイヤ。
A medical guide wire including a core member formed of a titanium alloy having a roundness of a cross section of 15 micrometers or less in a main body portion.