JP2006055245A - Medical guide wire - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a medical guide wire which has a favorable torque transmission even when the diameter is made smaller, and in addition, has a high bending elasticity (the stiffness is high), is hard to generate a permanent deformation even when being bent, and is easy to insert. <P>SOLUTION: This medical guide wire 2 has a wire core wire having a distal end side smaller-diameter section and a proximal end side larger-diameter section which has a comparatively larger outer diameter than the distal end side smaller-diameter section. The wire core wire 4 is constituted of a carbon steel material which contains iron as the major component, and 0.3 to 1.5 wt.% of carbon. At least at a part of the wire core wire 4, a spring property increasing heat treatment is applied. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、治療や検査のために用いられるカテーテルなどの医療器具を血管などの体腔内の所定位置へと案内するための医療用ガイドワイヤに係り、さらに詳しくは、細径化されたとしても、トルク伝達性が良く、しかも、曲げ弾性が高く（腰が強く）、屈曲されても永久歪みを生じにくく、挿入し易い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 medical instrument such as a catheter used for treatment or examination to a predetermined position in a body cavity such as a blood vessel, and more specifically, even if the diameter is reduced. The present invention relates to a medical guide wire that has a good torque transmission property, has a high bending elasticity (strong waist), does not easily cause permanent distortion even when bent, and is easy to insert.

治療や検査のために、カテーテルを血管内の所定位置まで挿入しなければならない場合がある。カテーテルは、一般に柔軟性に優れており、カテーテル単独では、血管の内部の所定位置まで押し込むことは困難である。そこで、血管内に予めガイドワイヤを挿入しておき、そのガイドワイヤに沿ってカテーテルを血管内の所定位置まで案内することが一般的に行われている。   In some cases, it may be necessary to insert the catheter into place in the blood vessel for treatment or examination. The catheter is generally excellent in flexibility, and it is difficult to push the catheter into a predetermined position inside the blood vessel by itself. Therefore, it is common practice to insert a guide wire into the blood vessel in advance and guide the catheter to a predetermined position in the blood vessel along the guide wire.

ガイドワイヤについての主な要求事項は、患者の血管系または身体の他の内腔を通して、これらをキンクさせることなく押すのに、十分な押し込み特性を有するということである。しかしながら、これらはまた、これらを通す血管または身体の他の内腔に損傷を加えないようにすべく、十分に可撓性を有する必要がある。   The main requirement for guidewires is that they have sufficient pushing characteristics to push them through the patient's vasculature or other lumens of the body without kinking them. However, they also need to be sufficiently flexible so as not to damage the blood vessels through them or other lumens of the body.

ガイドワイヤの押し込み特性および可撓性を両立し、その使用に対して更に適したものとする努力がなされてきている（特許文献１および特許文献２参照）。しかしながら、これら二つの性質は、多くの部分で、互いに正反対であり、一方を大きくすることは、他方を小さくすることになる。   Efforts have been made to achieve both the push-in characteristics and flexibility of the guide wire and make them more suitable for use (see Patent Document 1 and Patent Document 2). However, these two properties are, in many parts, the exact opposite of each other, making one larger makes the other smaller.

ＰＴＣＡや他の血管手術用の従来のガイドワイヤは、通常、一つ又はそれ以上のテーパー区分をその遠位端近くに有する細長いワイヤ芯線と、このワイヤ芯線の遠位部分の周りに配置された可撓性のコイルバネとを有する。このような構造とすることで、十分な押し込み特性と、遠位端部における可撓性の両立を狙っている。   Conventional guidewires for PTCA and other vascular procedures are typically placed around an elongated wire core having one or more tapered sections near its distal end and a distal portion of the wire core A flexible coil spring. By setting it as such a structure, it aims at coexistence of sufficient indentation characteristic and the flexibility in a distal end part.

従来、ワイヤ芯線およびコイルバネはステンレス製であり、弾性伸び率が０．９％程度なので、先端部分の柔軟性が十分でなく、Ｒ＝２０ｍｍ以下の強い曲がりを有する血管内に挿入する場合には、永久変形をきたし、その後の血管内での操作が困難となる事が多い。   Conventionally, the wire core wire and the coil spring are made of stainless steel, and the elastic elongation is about 0.9%. Therefore, the tip portion is not sufficiently flexible, and is inserted into a blood vessel having a strong bend of R = 20 mm or less. In many cases, permanent deformation occurs and subsequent operation in the blood vessel becomes difficult.

また、超弾性特性を示すニッケル・チタンのような超弾性合金を、ガイドワイヤに使用することも提案されている。なお、負荷を加えた時、一定の応力で比較的大きな変形を受けるが、負荷を取り除いたときに変形から回復する性質を通常「超弾性」と呼ぶ。   It has also been proposed to use a superelastic alloy such as nickel / titanium, which exhibits superelastic properties, for the guide wire. When a load is applied, a property that undergoes a relatively large deformation with a constant stress, but recovers from the deformation when the load is removed is usually called “superelasticity”.

しかしながら、ガイドワイヤの全体を超弾性合金で構成すると、超弾性合金の弾性係数が比較的低いため、ガイドワイヤの近位端部（基端部）まで曲がり易くなり、ガイドワイヤを押し込む際の押し込み特性に問題がある。   However, if the entire guide wire is made of a superelastic alloy, the elastic modulus of the superelastic alloy is relatively low, so it becomes easy to bend to the proximal end (base end) of the guidewire, and the guidewire is pushed in. There is a problem with the characteristics.

また、ガイドワイヤの基端部をステンレスで構成し、先端部を超弾性合金で構成するガイドワイヤも提案されているが、ステンレス金属と超弾性合金との接合は困難であり、接合が不十分になり易く、接合部の強度が問題となる。更に、接合部の前後で、剛性が急激に変わるため、ワイヤ操作を困難にすることもしばしばある。   In addition, a guide wire in which the base end portion of the guide wire is made of stainless steel and the tip portion is made of a superelastic alloy has been proposed, but it is difficult to join the stainless metal and the superelastic alloy, and the joining is insufficient. The strength of the joint becomes a problem. Further, the rigidity changes abruptly before and after the joint, which often makes wire manipulation difficult.

近年では、脳血管等の細い血管等へのアプローチを狙った細いカテーテル類が普及し始めており、それに伴い、ガイドワイヤも、より細いものが求められている。しかしながら、従来ガイドワイヤに使用されているステンレス金属や超弾性金属をそのまま細径化すると、手元側の曲げ剛性が低下し、その結果、押し込み特性が低下してしまうという問題がある。
特開昭６０−１６８４６６号公報 特開昭６０−７８６２号公報 In recent years, thin catheters aimed at approaching thin blood vessels such as cerebral blood vessels have begun to become widespread, and accordingly, a thinner guide wire is required. However, if the stainless steel or superelastic metal conventionally used for the guide wire is reduced in diameter as it is, the bending rigidity on the hand side is lowered, and as a result, there is a problem that the indentation characteristic is lowered.
Japanese Patent Laid-Open No. 60-168466 JP 60-7862 A

本発明は、このような実状に鑑みてなされ、その目的は、細径化されたとしても、トルク伝達性が良く、しかも、曲げ弾性が高く（腰が強く）、屈曲されても永久歪みを生じにくく、挿入し易い医療用ガイドワイヤを提供することである。   The present invention has been made in view of such a situation, and the object thereof is to provide good torque transmission even when the diameter is reduced, and has high bending elasticity (strong waist) and permanent deformation even when bent. It is an object of the present invention to provide a medical guide wire that does not easily occur and is easy to insert.

上記目的を達成するために、本発明に係る医療用ガイドワイヤは、
遠位端側小径部と前記遠位端側小径部よりも比較的に大きい外径を有する近位端側大径部とを持つワイヤ芯線を有する医療用ガイドワイヤであって、
前記ワイヤ芯線が、鉄を主成分として炭素を０．３〜１．５重量％含む炭素鋼材で構成してあり、
前記ワイヤ芯線の少なくとも一部に、バネ性向上用熱処理が施してあることを特徴とする。 In order to achieve the above object, a medical guide wire according to the present invention comprises:
A medical guide wire having a wire core wire having a distal end side small diameter portion and a proximal end side large diameter portion having a relatively larger outer diameter than the distal end side small diameter portion,
The wire core wire is composed of a carbon steel material containing iron as a main component and containing 0.3 to 1.5% by weight of carbon,
A heat treatment for improving the spring property is performed on at least a part of the wire core wire.

前記バネ性向上用熱処理としては、特に限定されないが、オーステンパー処理、オースフォーミング処理、オースロール処理、パテンティング処理のいずれかであり、好ましくはオーステンパー処理である。   The heat treatment for improving the spring property is not particularly limited, and is any one of austempering, ausforming, aus roll, and patenting, and preferably austempering.

バネ性向上用熱処理のための条件としては、特に限定されないが、たとえば、処理する前の部分の縦弾性率が２００ＧＰａより小さいのに対して、処理された部分の縦弾性率が２００ＧＰａ以上となるような条件である。あるいは、処理する前の部分の縦弾性率を１００として、処理後の縦弾性率を２００〜３００とするような条件である。   The condition for the heat treatment for improving the spring property is not particularly limited. For example, the longitudinal elastic modulus of the part before processing is smaller than 200 GPa, whereas the longitudinal elastic modulus of the processed part is 200 GPa or more. It is such a condition. Alternatively, the conditions are such that the longitudinal elastic modulus of the portion before the treatment is 100 and the longitudinal elastic modulus after the treatment is 200 to 300.

前記ワイヤ芯線の最大外径は、特に限定されないが、好ましくは０．３５０mm以下であり、さらに好ましくは０．２６０mm以下である。   The maximum outer diameter of the wire core is not particularly limited, but is preferably 0.350 mm or less, and more preferably 0.260 mm or less.

本発明において、好ましくは前記遠位端側小径部には、前記バネ性向上用熱処理が施されず、前記近位端側大径部には、前記バネ性向上用熱処理が施してある。   In the present invention, preferably, the distal end side small diameter portion is not subjected to the spring property improving heat treatment, and the proximal end side large diameter portion is subjected to the spring property improving heat treatment.

本発明者等は、ワイヤ芯線を炭素鋼材で構成し、しかも、特定の熱処理を施すことで、細径化されたとしても、トルク伝達性（近位端側での回転トルクが遠位端側にまで良好に伝達）が良く、しかも、曲げ弾性が高く（腰が強く）、屈曲されても永久歪みを生じにくく、挿入し易い医療用ガイドワイヤを提供できることを見出し、本発明を完成させるに至った。   The inventors of the present invention, even if the wire core wire is made of a carbon steel material and is reduced in diameter by applying a specific heat treatment, torque transmission (the rotational torque on the proximal end side is the distal end side). In order to complete the present invention, it has been found that a medical guide wire can be provided that is easy to insert, and has a high bending elasticity (high stiffness), is hardly deformed even when bent, and is easy to insert. It came.

本発明のガイドワイヤは、熱処理によりバネ性が高くなっているために、細径化されたとしても、トルク伝達性が良く、しかも、曲げ弾性が高い。そのため、血管等の身体の内腔へと挿入される時に、ワイヤを軸心回りに回転させながら、ワイヤの先端を血管などの所望の分岐方向に向かわせ、座屈することなく、ワイヤを前進させることができる。また、本発明のガイドワイヤは、屈曲されても永久変形を生じにくいことから、ガイドワイヤが冠状動脈系のような非常に曲がりくねった通路を通る時も、永久変形をきたすおそれがない。   Since the guide wire of the present invention has high spring properties due to heat treatment, even if the diameter is reduced, the torque transmission is good and the bending elasticity is high. Therefore, when inserted into a body lumen such as a blood vessel, the tip of the wire is directed to a desired branching direction of the blood vessel while rotating the wire around the axis, and the wire is advanced without buckling. be able to. In addition, since the guide wire of the present invention is unlikely to be permanently deformed even when it is bent, there is no possibility of causing permanent deformation even when the guide wire passes through a very tortuous passage such as a coronary artery system.

さらに、本発明では、異種金属同士を接続させる構造ではないために、接続部の強度が問題となることはない。しかも、ワイヤ芯線の熱処理は比較的に容易に行うことができるため、生産性が高く、低コストでガイドワイヤを製造することができる。   Furthermore, in this invention, since it is not the structure which connects dissimilar metals, the intensity | strength of a connection part does not become a problem. Moreover, since the heat treatment of the wire core wire can be performed relatively easily, the productivity is high and the guide wire can be manufactured at low cost.

以下、本発明を、図面に示す実施形態に基づき説明する。
図１は本発明の一実施形態に係る医療用ガイドワイヤの一部断面概略図、
図２は医療用ガイドワイヤの使用例を示す図、
図３は本発明の他の実施形態に係る医療用ガイドワイヤの概略断面図、
図４は本発明の他の実施形態に係る医療用ガイドワイヤの製造過程を示す概略図、
図５は本発明の実施例に係る医療用ガイドワイヤのトルク伝達特性を試験するための模擬冠状動脈の概略図、
図６はその医療用ガイドワイヤのトルク伝達特性を示すグラフである。 Hereinafter, the present invention will be described based on embodiments shown in the drawings.
FIG. 1 is a partial cross-sectional schematic view of a medical guide wire according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a view showing an example of use of a medical guide wire,
FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of a medical guide wire according to another embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a schematic view showing a manufacturing process of a medical guide wire according to another embodiment of the present invention,
FIG. 5 is a schematic view of a simulated coronary artery for testing the torque transmission characteristics of a medical guide wire according to an embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a graph showing the torque transmission characteristics of the medical guide wire.

第１実施形態
図１に示すように、本発明の１実施形態に係る医療用ガイドワイヤ２は、ワイヤ芯線４と、コイルスプリング１２とを有する。ワイヤ芯線４は、近位端側大径部２０と、この近位端側大径部２０に対して軸方向に沿って連続して形成されて近位端側大径部２０よりも外径が段階的に小さくなっている遠位端側小径部２２，２４，２６とで構成してある。近位端側大径部２０と遠位端側小径部２２との接合部、遠位端側小径部２２，２４，２６の接合部には、それぞれテーパ部２１，２３，２５が形成してあり、ワイヤ芯線４は、軸方向に沿って遠位端側に向けて段階的に外径が小さくなっている。コイルスプリング１２は、これらの遠位端側小径部２２，２４，２６の外周に装着してある。 First embodiment As shown in Fig. 1, a medical guide wire 2 according to an embodiment of the present invention includes a wire core wire 4 and a coil spring 12. The wire core wire 4 has a proximal end side large diameter portion 20, and is continuously formed along the axial direction with respect to the proximal end side large diameter portion 20 and has an outer diameter larger than that of the proximal end side large diameter portion 20. Is composed of the distal end side small-diameter portions 22, 24, and 26 that are gradually reduced. Tapered portions 21, 23, 25 are formed at the joint between the proximal end side large diameter portion 20 and the distal end side small diameter portion 22, and at the joint portions of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26, respectively. Yes, the wire core wire 4 has an outer diameter that decreases stepwise toward the distal end side along the axial direction. The coil spring 12 is mounted on the outer periphery of these distal end side small diameter portions 22, 24, 26.

近位端側大径部２０と遠位端側小径部２２，２４，２６とで構成してあるワイヤ芯線４は、横断面が略円形の線材で一体的に構成してある。ワイヤ芯線４は、鉄を主成分として炭素を０．３〜１．５重量％含む炭素鋼材で構成してある。炭素の含有量が少なすぎると、ワイヤ芯線４は、十分にベイナイト組織が生成されず、好ましくない。また、炭素の含有量が多すぎると、ワイヤ芯線４は、過度の炭化物を生成し脆化をきたす傾向にあり好ましくない。   The wire core wire 4 constituted by the proximal end side large diameter portion 20 and the distal end side small diameter portions 22, 24, and 26 is integrally constituted by a wire having a substantially circular cross section. The wire core wire 4 is made of a carbon steel material containing iron as a main component and containing 0.3 to 1.5% by weight of carbon. If the carbon content is too small, the wire core wire 4 is not preferable because a bainite structure is not sufficiently generated. Moreover, when there is too much content of carbon, the wire core wire 4 tends to produce | generate an excessive carbide | carbonized_material and will cause embrittlement, and is unpreferable.

ワイヤ芯線４を構成する炭素鋼材には、主成分としての鉄および炭素以外に、Ｓｉ（ケイ素）、Ｍｎ（マンガン）、Ｐ（リン）、Ｓ（硫黄）などの元素が含まれる。本発明において好ましくは用いられる炭素鋼材としては、具体的には、Ｓ４３Ｃ、Ｓ４５Ｃ、ＳＫ３、ＳＫ５などが例示される。   The carbon steel material constituting the wire core wire 4 includes elements such as Si (silicon), Mn (manganese), P (phosphorus), and S (sulfur) in addition to iron and carbon as main components. Specific examples of the carbon steel material preferably used in the present invention include S43C, S45C, SK3, and SK5.

本実施形態では、ワイヤ芯線４には、その全体にバネ性向上用熱処理が成されている。バネ性向上用熱処理としては、たとえばオーステンパー処理、オースフォーミング処理、オースロール処理、パテンティング処理のいずれかである。   In the present embodiment, the wire core wire 4 is subjected to heat treatment for improving the spring property on the whole. The heat treatment for improving spring property is, for example, any one of austempering, ausforming, aus roll, and patenting.

オーステンパー処理は、鋼材を無酸化雰囲気中で８００〜９００°Ｃの温度で加熱し、オーステナイトを安定化させた後に、３００〜４００°Ｃ程度の塩浴で恒温変態を生じさせ、ベイナイト組織を得る方法である。この処理を行うことにより、芯線に歪みの発生あるいは焼き割れを防止すると共に、強靱性（引っ張り強さや伸びも含む）と耐摩耗性とを付与することができる。また、この処理は、熱処理歪みが少ない。   In the austempering treatment, the steel material is heated at a temperature of 800 to 900 ° C. in a non-oxidizing atmosphere to stabilize the austenite, and then the isothermal transformation is caused in a salt bath of about 300 to 400 ° C. to form a bainite structure. How to get. By performing this treatment, the core wire can be prevented from being distorted or cracked, and can be provided with toughness (including tensile strength and elongation) and wear resistance. Also, this treatment has less heat treatment distortion.

オースフォーミング処理は、オーステナイトの状態で鋼材に外力を加えて成形する方法である。すなわち、オーステナイトがマルテンサイト変態をする前に塑性加工を加え、その後にマルテンサイト化する方法で、通常の焼き入れ・焼き戻しでは得られないほどの高い強さと強靱性とを同時に備えた鋼が得られる。具体的には、８００〜９００°Ｃの温度で加熱した安定オーステナイトの鋼材を急冷して４５０〜５５０°Ｃの温度として、準安定状態のオーステナイトの状態で塑性加工（たとえば線引き加工）を行い、ベイナイト組織を得る。   The ausforming process is a method in which an external force is applied to a steel material in the austenite state. In other words, steel that has both high strength and toughness that cannot be obtained by ordinary quenching and tempering by adding plastic working before austenite undergoes martensitic transformation and then martensite. can get. Specifically, the steel material of stable austenite heated at a temperature of 800 to 900 ° C. is rapidly cooled to a temperature of 450 to 550 ° C., and plastic working (for example, drawing) is performed in a metastable state of austenite, Get a bainite texture.

オースロール処理は、オースフォーミング処理と同様な考え方であるが、オースフォーミング処理よりもベイナイト変態が促進される。具体的には、８００〜９００°Ｃの温度で加熱した安定オーステナイトの鋼材を急冷して４５０〜５５０°Ｃの温度として、準安定状態のオーステナイトの状態で塑性加工（たとえば線引き加工）を行い、その温度を維持することにより、ベイナイト変態を促進する。   The aus roll process is the same concept as the aus forming process, but the bainite transformation is promoted more than the aus forming process. Specifically, the steel material of stable austenite heated at a temperature of 800 to 900 ° C. is rapidly cooled to a temperature of 450 to 550 ° C., and plastic working (for example, drawing) is performed in a metastable state of austenite, By maintaining the temperature, the bainite transformation is promoted.

パテンティング処理は、ピアノ線の製造に用いる一般的な熱処理方法で、オーステンパー処理に近い処理操作である。具体的には、４００〜５００°Ｃで恒温変態（ベイナイト組織を得る）を生じさせ、その後に冷間線引き加工し、その後、恒温変態および冷間線引き加工を繰り返す。   The patenting process is a general heat treatment method used for manufacturing a piano wire, and is a processing operation close to an austempering process. Specifically, a constant temperature transformation (a bainite structure is obtained) is caused at 400 to 500 ° C., followed by cold drawing, and then the constant temperature transformation and cold drawing are repeated.

このような熱処理により、たとえば、処理する前の部分の縦弾性率が２００ＧＰａより小さいのに対して、処理された部分の縦弾性率が２００ＧＰａ以上となる。あるいは、処理する前の部分の縦弾性率を１００として、処理後の縦弾性率を２００〜３００とすることができる。特に、オーステンパー処理を採用することで、永久変形が起こりにくく挿入性が改善されるなどの理由により、医療用ガイドワイヤとして用いて好ましいワイヤ芯線を実現することができる。   By such heat treatment, for example, the longitudinal elastic modulus of the part before processing is smaller than 200 GPa, whereas the longitudinal elastic modulus of the processed part becomes 200 GPa or more. Or the longitudinal elastic modulus of the part before processing can be set to 100, and the longitudinal elastic modulus after processing can be set to 200-300. In particular, by adopting the austempering treatment, a preferable wire core wire can be realized as a medical guide wire because permanent deformation hardly occurs and insertion property is improved.

ワイヤ芯線４の全長は、使用目的などに応じて変化し、特に限定されないが、たとえば８０〜３５０ｃｍ程度である。なお、ＰＴＣＡ用ガイドワイヤとして用いる場合には、ワイヤ芯線４の全長は、１５００ｍｍから２０００ｍｍ程度である。   The total length of the wire core wire 4 varies depending on the purpose of use and is not particularly limited, but is, for example, about 80 to 350 cm. When used as a guide wire for PTCA, the total length of the wire core wire 4 is about 1500 mm to 2000 mm.

ワイヤ芯線４における近位端側大径部２０の外径は、特に限定されず、一般的には０．１０〜０．９０mm程度であるが、本実施形態では、０．０１２インチ（０．３０mm）以下にすることもできる。また、遠位端側小径部２２，２４，２６の外径は、特に限定されないが、近位端側大径部２０の外径に対して、好ましくは１／５〜１／２程度の外径である。   The outer diameter of the proximal end side large-diameter portion 20 in the wire core wire 4 is not particularly limited, and is generally about 0.10 to 0.90 mm, but in the present embodiment, 0.012 inch (0. 30 mm) or less. Further, the outer diameter of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26 is not particularly limited, but is preferably about 1/5 to 1/2 of the outer diameter of the proximal end side large diameter portion 20. Is the diameter.

ワイヤ芯線４における遠位端側小径部２６の先端には、球又は半球状のボール部１０が接合してある。ボール部１０は、ガイドワイヤ２の先端部を滑らかにして、ガイドワイヤ２を血管などの体腔内に挿入する際に、体腔内壁の損傷を極力防止するための部分であると共に、コイルスプリング１２の遠位端側ストッパとなる。このボール部１０は、たとえばスズ、銀、金、あるいはこれらの合金などの金属で構成してあり、遠位端側小径部２６の先端に、溶接またはロー付けなどの手段で接合してある。ボール部１０の外径は、ワイヤ芯線４の近位端側大径部２０の外径に対して、好ましくは０．５〜２倍程度の外径である。   A spherical or hemispherical ball portion 10 is joined to the tip of the distal end side small diameter portion 26 of the wire core wire 4. The ball portion 10 is a portion for smoothening the distal end portion of the guide wire 2 and preventing damage to the inner wall of the body cavity as much as possible when the guide wire 2 is inserted into a body cavity such as a blood vessel. It becomes a distal end side stopper. The ball portion 10 is made of, for example, a metal such as tin, silver, gold, or an alloy thereof, and is joined to the tip of the distal end side small diameter portion 26 by means such as welding or brazing. The outer diameter of the ball portion 10 is preferably about 0.5 to 2 times the outer diameter of the proximal end side large diameter portion 20 of the wire core wire 4.

コイルスプリング１２の遠位端１４は、ボール部１０の背面に対して溶接またはロー付けなどの手段で接合してある。コイルスプリング１２の近位端１６は、遠位端側小径部２２の近位端近傍のテーパ部２１において、ワイヤ芯線４の外周に、溶接またはロー付けなどの手段で接合してもよい。   The distal end 14 of the coil spring 12 is joined to the back surface of the ball portion 10 by means such as welding or brazing. The proximal end 16 of the coil spring 12 may be joined to the outer periphery of the wire core wire 4 by means such as welding or brazing at a tapered portion 21 in the vicinity of the proximal end of the distal end side small diameter portion 22.

ワイヤ芯線４におけるコイルスプリングで覆われていない部分（近位端側大径部２０）の外周面は、生体適合性コーティング膜で一体的に被覆してあっても良い。生体適合性コーティング膜としては、特に限定されないが、たとえばポリエチレンなどのオレフィン類、ポリイミドやポリアミドなどの含窒素ポリマー、シロキサンポリマー、フッ素樹脂ポリマー（たとえばＰＴＦＥ）など、医療用として用いられる通常のポリマーなどが用いられる。また、コーティング膜としては、ポリマーに限定されず、炭化珪素、パイロライトカーボンやダイアモンドライクカーボンなどのカーボンなど、無機物のコーティング膜であっても良い。   The outer peripheral surface of the portion (proximal end side large diameter portion 20) not covered with the coil spring in the wire core wire 4 may be integrally covered with a biocompatible coating film. Although it does not specifically limit as a biocompatible coating film, For example, normal polymers used for medical uses, such as olefins, such as polyethylene, nitrogen-containing polymers, such as a polyimide and polyamide, a siloxane polymer, and a fluororesin polymer (for example, PTFE) Is used. The coating film is not limited to a polymer, and may be an inorganic coating film such as silicon carbide, carbon such as pyrolite carbon or diamond-like carbon.

コイルスプリング１２の外径は、特に限定されないが、ボール部１０の外径と同程度以下が好ましい。コイルスプリング１２を構成する線材の外径は、特に限定されないが、好ましくは２０〜１５０μｍ、さらに好ましくは５０〜１００μｍの範囲である。   The outer diameter of the coil spring 12 is not particularly limited, but is preferably equal to or less than the outer diameter of the ball portion 10. Although the outer diameter of the wire which comprises the coil spring 12 is not specifically limited, Preferably it is 20-150 micrometers, More preferably, it is the range of 50-100 micrometers.

コイルスプリング１２の材質は、特に限定されず、放射線造影材でも、放射線非造影材でも良い。放射線造影材としては、白金、白金合金（たとえばＰｔ／Ｉｒ＝９３／７）、金、金−銅合金、タングステン、タンタルなどのＸ線に対する造影性が良好な材質が例示される。また、放射線非造影材としては、特に限定されないが、ステンレス（たとえばＳＵＳ３１６、ＳＵＳ３０４）などが主として例示される。コイルスプリング１２には、親水潤滑化コーティング処理が施してあっても良い。   The material of the coil spring 12 is not particularly limited, and may be a radiation contrast material or a non-radiation contrast material. Examples of the radiation contrast material include materials having good contrast properties for X-rays, such as platinum, platinum alloys (for example, Pt / Ir = 93/7), gold, gold-copper alloys, tungsten, and tantalum. Further, the radiation non-contrast material is not particularly limited, but stainless steel (for example, SUS316, SUS304) and the like are mainly exemplified. The coil spring 12 may be subjected to a hydrophilic lubrication coating treatment.

また、コイルスプリング１２の材質は、軸方向に必ずしも同じである必要はなく、たとえば遠位端側を白金コイルとし、近位端側をステンレスコイルとしても良い。   The material of the coil spring 12 is not necessarily the same in the axial direction. For example, the distal end side may be a platinum coil and the proximal end side may be a stainless steel coil.

本実施形態に係る医療用ガイドワイヤ２では、ガイドワイヤ２における近位端側大径部２０の操作力が、ワイヤ２の遠位端部まで良好に伝達し、押し込み特性に優れている。また、本実施形態では、ワイヤ芯線４を特殊な熱処理をしているために、細径化されたとしても、トルク伝達性が良く、しかも、曲げ弾性が高い。そのため、血管等の身体の内腔へと挿入される時に、ワイヤを軸心回りに回転させながら、ワイヤの先端を血管などの所望の分岐方向に向かわせ、座屈することなく、ワイヤを前進させることができる。   In the medical guide wire 2 according to the present embodiment, the operating force of the proximal end side large diameter portion 20 in the guide wire 2 is transmitted well to the distal end portion of the wire 2 and is excellent in pushing characteristics. Moreover, in this embodiment, since the wire core wire 4 is specially heat-treated, even if the diameter is reduced, the torque transmission is good and the bending elasticity is high. Therefore, when inserted into a body lumen such as a blood vessel, the tip of the wire is directed to a desired branching direction of the blood vessel while rotating the wire around the axis, and the wire is advanced without buckling. be able to.

また、本実施形態のガイドワイヤ２は、屈曲されても永久変形を生じにくいことから、ガイドワイヤ２が冠状動脈系のような非常に曲がりくねった通路を通る時も、永久変形をきたすおそれがない。   In addition, since the guide wire 2 according to the present embodiment is unlikely to be permanently deformed even if it is bent, there is no possibility of causing permanent deformation even when the guide wire 2 passes through a very tortuous passage such as a coronary artery system. .

その結果、たとえば図２に示すように、ガイドワイヤ２を、腕や足の付け根部分の大動脈４２から心臓４０の冠状動脈の部分まで挿入する際などのように、ワイヤの先端付近で強い曲がり部分を有する血管内へも容易に追随して挿入することが可能になる。   As a result, as shown in FIG. 2, for example, when the guide wire 2 is inserted from the aorta 42 at the base of the arm or foot to the coronary artery of the heart 40, a strong bent portion near the tip of the wire is used. It is possible to easily follow and insert into a blood vessel having

さらに、本実施形態のワイヤ芯線４は、異種金属同士を接続させる構造ではないために、接続部の強度が問題となることはない。しかも、ワイヤ芯線４の熱処理は比較的に容易に行うことができるため、生産性が高く、低コストでガイドワイヤを製造することができる。   Furthermore, since the wire core wire 4 of this embodiment does not have a structure for connecting dissimilar metals, the strength of the connecting portion does not become a problem. In addition, since the heat treatment of the wire core wire 4 can be performed relatively easily, the productivity is high and the guide wire can be manufactured at low cost.

第２実施形態
図３に示すように、本実施形態の医療用ガイドワイヤ２ａは、図１に示す実施形態の医療用ガイドワイヤ２に比較して、コイルスプリング１２を有さず、ワイヤ芯線４の全体に、生体適合性コーティング膜３０が一体的に被覆してある点が相違するのみであり、共通する部材には共通する符号を付し、その説明を一部省略する。 Second embodiment As shown in Fig. 3, the medical guide wire 2a of this embodiment does not have the coil spring 12 as compared with the medical guide wire 2 of the embodiment shown in Fig. 1. The only difference is that the biocompatible coating film 30 is integrally coated on the entire wire core 4, and common members are denoted by common reference numerals, and description thereof is partially omitted.

生体適合性コーティング膜３０としては、特に限定されないが、たとえばポリエチレンなどのオレフィン類、ポリイミドやポリアミドなどの含窒素ポリマー、シロキサンポリマー、フッ素樹脂ポリマー（たとえばＰＴＦＥ）など、医療用として用いられる通常のポリマーなどが用いられる。また、コーティング膜としては、ポリマーに限定されず、炭化珪素、パイロライトカーボンやダイアモンドライクカーボンなどのカーボンなど、無機物のコーティング膜であっても良い。   The biocompatible coating film 30 is not particularly limited, but is an ordinary polymer used for medical purposes, such as olefins such as polyethylene, nitrogen-containing polymers such as polyimide and polyamide, siloxane polymers, and fluororesin polymers (for example, PTFE). Etc. are used. The coating film is not limited to a polymer, and may be an inorganic coating film such as silicon carbide, carbon such as pyrolite carbon or diamond-like carbon.

生体適合性コーティング膜３０の膜厚は、ワイヤ２ａにおける近位端大径部２０の外周に比べて、遠位端小径部２２，２４，２６の外周で厚くなり、ワイヤ２ａの外径が、遠位端に向けて滑らかに変化するようになっている。   The thickness of the biocompatible coating film 30 is thicker at the outer periphery of the distal end small diameter portions 22, 24, and 26 than the outer periphery of the proximal end large diameter portion 20 of the wire 2a, and the outer diameter of the wire 2a is It changes smoothly toward the distal end.

本実施形態に係る医療用ガイドワイヤ２ａにおいても、前記の第１実施形態に係るガイドワイヤ２と同様な作用効果を奏する。   The medical guide wire 2a according to the present embodiment also has the same effects as the guide wire 2 according to the first embodiment.

第３実施形態
図４に示すように、本実施形態では、ワイヤ芯線４の全体に、バネ性向上用熱処理するのではなく、遠位端側小径部２２，２４，２６の範囲ＭＡを断熱材などでマスクし、近位端側大径部２０のみをバネ性向上用熱処理を行う点が相違するのみであり、共通する部材には共通する符号を付し、その説明を一部省略する。 Third embodiment As shown in Fig. 4, in the present embodiment, the entire wire core wire 4 is not subjected to the heat treatment for improving the spring property, but the range of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26. The only difference is that MA is masked with a heat insulating material or the like and only the proximal-end large-diameter portion 20 is subjected to the heat treatment for improving the spring property. Omitted.

この遠位端側小径部２２，２４，２６の範囲ＭＡを熱処理しないことにより、この遠位端側小径部２２，２４，２６の範囲ＭＡにおいて、使用者の好みに応じて曲線部を付けるなどのクセ付けがし易くなると共に、近位端側の腰の強さが増加することで挿入性が改善され、医療用ガイドワイヤとして、さらに好ましい。その他の作用効果は、前記の第１実施形態に係るガイドワイヤ２と同様である。   By not heat-treating the range MA of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26, the range MA of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26 is provided with a curved portion according to the user's preference. It is easier to set up, and the strength of the waist on the proximal end side is increased, so that the insertability is improved, which is more preferable as a medical guide wire. Other functions and effects are the same as those of the guide wire 2 according to the first embodiment.

なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変することができる。   The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be variously modified within the scope of the present invention.

以下、本発明を、さらに詳細な実施例に基づき説明するが、本発明は、これら実施例に限定されない。   Hereinafter, although this invention is demonstrated based on a more detailed Example, this invention is not limited to these Examples.

実施例１
図１に示す医療用ガイドワイヤ２を作製した。まず、ワイヤ芯線４を形成するために、ＪＩＳＧ４４０１の炭素鋼線材（主成分が鉄で炭素が０．８０重量％）を、次の方法で加工した。細長い直径約１０ｍｍのロッドを常温にて加工度９７％に伸線加工し、直径０．３４ｍｍの線材とした。次に、この線材の端部に、先端に向けて徐々に外径が細くなるテーパ加工を施し、遠位端側小径部２２，２４，２６を形成した。 Example 1
A medical guide wire 2 shown in FIG. 1 was produced. First, in order to form the wire core wire 4, a carbon steel wire material of JIS G4401 (main component was iron and carbon was 0.80% by weight) was processed by the following method. An elongated rod having a diameter of about 10 mm was drawn to a working degree of 97% at room temperature to obtain a wire having a diameter of 0.34 mm. Next, the end portion of this wire was subjected to a taper process in which the outer diameter gradually decreased toward the tip, and the distal end side small diameter portions 22, 24, and 26 were formed.

ワイヤ芯線４の全長寸法は、約１８００ｍｍで、近位端側大径部２０での外径が０．３４ｍｍ、遠位端側小径部２２，２４，２６の長さが、それぞれ１００ｍｍ、３０ｍｍおよび４０ｍｍであり、それぞれの外径は、０．１６ｍｍ、０．１０ｍｍおよび０．０６ｍｍであった。   The overall length of the wire core 4 is about 1800 mm, the outer diameter at the proximal end side large diameter portion 20 is 0.34 mm, and the lengths of the distal end side small diameter portions 22, 24, 26 are 100 mm, 30 mm and The outer diameters were 40 mm and 0.16 mm, 0.10 mm, and 0.06 mm, respectively.

次に、このワイヤ芯線４に対して、オーステンパー処理を行った。すなわち、この芯線４を、真空中で、８２０〜８８０°Ｃの温度に０．１〜１時間ほど加熱し、その後、この芯線４を、２５０〜４００°Ｃの温度の塩浴に約１〜２時間ほど浸し、取り出して自然冷却した。   Next, austempering treatment was performed on the wire core wire 4. That is, the core wire 4 is heated in a vacuum at a temperature of 820 to 880 ° C. for about 0.1 to 1 hour, and then the core wire 4 is placed in a salt bath at a temperature of 250 to 400 ° C. for about 1 to 1 hour. Immerse for about 2 hours, take out and cool naturally.

この時、得られた芯線４の特性を測定したところ、引張強さが１７００ＭＰａ、硬度（Ｈｖ）が４５０、縦弾性係数が２８０であり、弾性伸びが１５％であった。なお、このオーステンパー処理する前の芯線４の特性を測定したところ、引張強さが１３００ＭＰａ、硬度（Ｈｖ）が３００、縦弾性係数が２００であり、弾性伸びが８％であった。   At this time, when the characteristics of the obtained core wire 4 were measured, the tensile strength was 1700 MPa, the hardness (Hv) was 450, the longitudinal elastic modulus was 280, and the elastic elongation was 15%. When the properties of the core wire 4 before the austempering treatment were measured, the tensile strength was 1300 MPa, the hardness (Hv) was 300, the longitudinal elastic modulus was 200, and the elastic elongation was 8%.

次に、芯線４における遠位端小径部２２，２４，２６の外周にコイルスプリング１２を装着した。コイルスプリング１２は、ステンレスコイルで構成した。コイルの線径は６０μｍであり、コイル部分には、親水潤滑化コーティングを施した。コイルスプリング１２の長さは、約２００ｍｍであり、大径部２０とほぼ同じ大きさの巻き外径を有していた。   Next, the coil spring 12 was attached to the outer periphery of the distal end small diameter portions 22, 24, and 26 in the core wire 4. The coil spring 12 was composed of a stainless coil. The coil had a wire diameter of 60 μm, and a hydrophilic lubrication coating was applied to the coil portion. The length of the coil spring 12 was about 200 mm, and had a wound outer diameter that was almost the same size as the large diameter portion 20.

ワイヤ芯線４とコイルスプリング１２とは、ロー付けで互いに固定した。ワイヤ芯線４におけるコイルスプリング１２で覆われていない露出部分である大径部２０の外周は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）で被覆した。先端のボール部１０は、Ｓｎ／Ａｇ合金で、ロー付けにより接合した。   The wire core wire 4 and the coil spring 12 were fixed to each other by brazing. The outer periphery of the large-diameter portion 20 that is an exposed portion of the wire core wire 4 that is not covered with the coil spring 12 was covered with polytetrafluoroethylene (PTFE). The ball part 10 at the tip was made of Sn / Ag alloy and joined by brazing.

このガイドワイヤ２について、以下の実験を行った。   The following experiment was conducted on this guide wire 2.

（トルク伝達特性）
ガイドワイヤのトルク伝達性については、次の実験を行った。すなわち、図５に示す人の冠状動脈を模擬した治具５０の内部に、ガイドワイヤを挿入し、ガイドワイヤの近位端（手元側）を、モータにより所定の手元側角度７２０度で捻り回転させ、そのガイドワイヤの遠位端（先端）における先端回転角度（捻れ角）を調べた。結果を図６に示す。図６に示す理論曲線に近いほど、トルク伝達性が良好であり、操作性に優れている。トルク伝達性が良いと、手元側の回転力が先端まで伝わりやすく、血管分岐選択で、目的とする血管に前進させやすくなり、挿入作業性が向上する。 (Torque transmission characteristics)
The following experiment was conducted on the torque transmission of the guide wire. That is, a guide wire is inserted into the jig 50 simulating the human coronary artery shown in FIG. 5, and the proximal end (hand side) of the guide wire is twisted and rotated by a motor at a predetermined hand side angle of 720 degrees. The tip rotation angle (twist angle) at the distal end (tip) of the guide wire was examined. The results are shown in FIG. The closer to the theoretical curve shown in FIG. 6, the better the torque transmission and the better the operability. When the torque transmission is good, the rotational force on the proximal side is easily transmitted to the tip, and it becomes easy to advance to the target blood vessel by selecting the blood vessel branch, and the insertion workability is improved.

（押し込み特性）
押し込み特性（腰の強さ）を測定するために、ガイドワイヤ２における近位端側大径部２０を、その長手方向に沿って２０mmの距離で一対のプーリーにより支持し、プーリーの間の中央に位置する部分を、プーリーの反対側からフォースゲージにてワイヤに対して直角方向に押し込む。そして、ワイヤが２．０mm撓んだ時の押し込み荷重値により評価した。押し込み荷重値が高いほど、押し込み特性に優れている。結果を表１に示す。押し込み荷重値は、少なくとも３Ｎ以上が好ましい。 (Indentation characteristics)
In order to measure indentation characteristics (waist strength), the proximal-end large-diameter portion 20 of the guide wire 2 is supported by a pair of pulleys at a distance of 20 mm along the longitudinal direction, and the center between the pulleys is supported. The part located at is pushed in the direction perpendicular to the wire with a force gauge from the opposite side of the pulley. And it evaluated by the indentation load value when a wire bent 2.0 mm. The higher the indentation load value, the better the indentation characteristics. The results are shown in Table 1. The indentation load value is preferably at least 3N or more.

（永久歪み測定）
ガイドワイヤの永久歪みを測定するために、外径５mmのステンレス製ロッドに、ワイヤ２における近位端側大径部２０を、３７°Ｃの恒温水槽中で一回転巻き付け、５秒間保持し、塑性変形させた後に、その部分の変形角度を読み取った。変形角度が低いほど、永久歪みが起こりにくいことを示し、ガイドワイヤとして用いる場合には、変形角度は、好ましくは８０度以下であることが好ましい。結果を表２に示す。 (Permanent strain measurement)
In order to measure the permanent strain of the guide wire, the proximal end side large-diameter portion 20 of the wire 2 is wound around a stainless steel rod having an outer diameter of 5 mm once in a 37 ° C constant temperature water bath and held for 5 seconds. After plastic deformation, the deformation angle of the part was read. A lower deformation angle indicates that permanent distortion is less likely to occur, and when used as a guide wire, the deformation angle is preferably 80 degrees or less. The results are shown in Table 2.

実施例２
ワイヤ芯線４における近位端側大径部２０の外径を０．２６mmとし、それに合わせて遠位端小径部２２，２４，２６の外径も細くすると共に、コイルスプリング１２の巻き径も細くした以外は、実施例１と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Example 2
The outer diameter of the proximal end side large diameter portion 20 in the wire core wire 4 is set to 0.26 mm, and the outer diameters of the distal end small diameter portions 22, 24, and 26 are reduced accordingly, and the winding diameter of the coil spring 12 is also reduced. A medical guide wire was produced in the same manner as in Example 1 except that.

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例１−１
ワイヤ芯線４をステンレス（ＳＵＳ３０４）で構成した以外は、実施例１と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference example 1-1
A medical guide wire was produced in the same manner as in Example 1 except that the wire core wire 4 was made of stainless steel (SUS304).

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例１−２
ワイヤ芯線４をステンレス（ＳＵＳ３０４）で構成した以外は、実施例２と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference example 1-2
A medical guide wire was produced in the same manner as in Example 2 except that the wire core wire 4 was made of stainless steel (SUS304).

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例２−１
ワイヤ芯線４をＮｉＴｉ合金で構成した以外は、実施例１と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference example 2-1
A medical guide wire was produced in the same manner as in Example 1 except that the wire core wire 4 was composed of a NiTi alloy.

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例２−２
ワイヤ芯線４をＮｉ−Ｔｉ合金で構成した以外は、実施例２と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference Example 2-2
A medical guide wire was produced in the same manner as in Example 2 except that the wire core wire 4 was made of a Ni—Ti alloy.

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例３−１
ワイヤ芯線４における近位端側大径部２０をＳＵＳ３０４で構成し、遠位端側小径部２２，２４，２６をＮｉ−Ｔｉ合金で構成し、それらを溶接した以外は、実施例１と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference example 3-1
Similar to Example 1, except that the proximal end side large diameter portion 20 of the wire core wire 4 is made of SUS304, the distal end side small diameter portions 22, 24, and 26 are made of Ni—Ti alloy, and they are welded. Thus, a medical guide wire was produced.

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

参照例３−２
ワイヤ芯線４における近位端側大径部２０をＳＵＳ３０４で構成し、遠位端側小径部２２，２４，２６をＮｉ−Ｔｉ合金で構成し、それらを溶接した以外は、実施例２と同様にして医療用ガイドワイヤを作製した。 Reference Example 3-2
The same as Example 2 except that the proximal end side large diameter portion 20 in the wire core wire 4 is made of SUS304, the distal end side small diameter portions 22, 24, and 26 are made of Ni—Ti alloy and they are welded. Thus, a medical guide wire was produced.

実施例１と同様にしてガイドワイヤのトルク伝達特性、押し込み特性、永久歪みを測定した。トルク伝達特性の結果を図６に示し、押し込み特性の結果を表１に示し、永久歪み測定の結果を表２に示す。   In the same manner as in Example 1, the torque transmission characteristics, indentation characteristics, and permanent distortion of the guide wire were measured. The results of torque transmission characteristics are shown in FIG. 6, the results of indentation characteristics are shown in Table 1, and the results of permanent distortion measurement are shown in Table 2.

評価
図６、表１および表２に示すように、実施例１および２のガイドワイヤは、参照例１−１〜３−２に比較して、トルク伝達特性が良好であると共に、押し込み特性に優れ、しかも、永久歪みが小さいことが確認できた。特に、実施例２に示すように、ワイヤ芯線の外径を細くしたとしても、トルク伝達特性が良好であると共に、押し込み特性に優れ、しかも、永久歪みが小さいことが確認できた。 Evaluation As shown in Fig. 6, Table 1, and Table 2, the guide wires of Examples 1 and 2 have better torque transmission characteristics than Reference Examples 1-1 to 2-3. It was confirmed that the indentation characteristics were excellent and the permanent set was small. In particular, as shown in Example 2, it was confirmed that even when the outer diameter of the wire core wire was reduced, the torque transmission characteristics were good, the pushing characteristics were excellent, and the permanent distortion was small.

この特性により、本発明のガイドワイヤは、たとえば脳血管等の細く湾曲の強い血管に挿入する時も、途中で座屈することなく前進させることができ、ガイドワイヤ近位端部の操作力をワイヤ遠位端部まで良好に伝えることが可能となることが確認できた。   Due to this characteristic, the guide wire of the present invention can be advanced without buckling in the middle even when it is inserted into a thin and strong blood vessel such as a cerebral blood vessel. It was confirmed that it was possible to communicate well to the distal end.

図１は本発明の一実施形態に係る医療用ガイドワイヤの一部断面概略図である。FIG. 1 is a partial cross-sectional schematic view of a medical guide wire according to an embodiment of the present invention. 図２は医療用ガイドワイヤの使用例を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing an example of use of a medical guide wire. 図３は本発明の他の実施形態に係る医療用ガイドワイヤの概略断面図である。FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of a medical guide wire according to another embodiment of the present invention. 図４は本発明の他の実施形態に係る医療用ガイドワイヤの製造過程を示す概略図である。FIG. 4 is a schematic view showing a manufacturing process of a medical guide wire according to another embodiment of the present invention. 図５は本発明の実施例に係る医療用ガイドワイヤのトルク伝達特性を試験するための模擬冠状動脈の概略図である。FIG. 5 is a schematic view of a simulated coronary artery for testing the torque transmission characteristics of a medical guide wire according to an embodiment of the present invention. 図６はその医療用ガイドワイヤのトルク伝達特性を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing the torque transmission characteristics of the medical guide wire.

符号の説明Explanation of symbols

２，２ａ… 医療用ガイドワイヤ
４… ワイヤ芯線
１０… ボール部
１２… コイルスプリング
２０… 近位端側大径部
２１，２３，２５… テーパ部
２２，２４，２６… 遠位端側小径部
３０… 生体適合性コーティング膜 2, 2a ... Medical guide wire 4 ... Wire core wire 10 ... Ball part 12 ... Coil spring 20 ... Proximal end side large diameter part 21, 23, 25 ... Taper part 22, 24, 26 ... Distal end side small diameter part 30 … Biocompatible coating film

Claims (4)

遠位端側小径部と前記遠位端側小径部よりも比較的に大きい外径を有する近位端側大径部とを持つワイヤ芯線を有する医療用ガイドワイヤであって、
前記ワイヤ芯線が、鉄を主成分として炭素を０．３〜１．５重量％含む炭素鋼材で構成してあり、
前記ワイヤ芯線の少なくとも一部に、バネ性向上用熱処理が施してあることを特徴とする医療用ガイドワイヤ。 A medical guide wire having a wire core wire having a distal end side small diameter portion and a proximal end side large diameter portion having a relatively larger outer diameter than the distal end side small diameter portion,
The wire core wire is composed of a carbon steel material containing iron as a main component and containing 0.3 to 1.5% by weight of carbon,
A medical guide wire, wherein at least a part of the wire core wire is subjected to a heat treatment for improving spring properties. 前記バネ性向上用熱処理が、オーステンパー処理、オースフォーミング処理、オースロール処理、パテンティング処理のいずれかである請求項１に記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to claim 1, wherein the heat treatment for improving the spring property is any one of an austempering process, an ausforming process, an aus roll process, and a patenting process. 前記ワイヤ芯線の最大外径が０．３５０mm以下である請求項１または２に記載の医療用ガイドワイヤ。 The medical guide wire according to claim 1 or 2, wherein a maximum outer diameter of the wire core wire is 0.350 mm or less. 前記遠位端側小径部には、前記バネ性向上用熱処理が施されず、前記近位端側大径部には、前記バネ性向上用熱処理が施してあることを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載の医療用ガイドワイヤ。
The heat treatment for improving the spring property is not performed on the distal end side small diameter portion, and the heat treatment for improving the spring property is performed on the large diameter portion on the proximal end side. The medical guidewire in any one of -3.

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