CN104114222B - 导管用球囊和球囊导管 - Google Patents

导管用球囊和球囊导管 Download PDF

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Abstract

本发明的目的在于提供一种提高了膜整体的顺应特性的导管用球囊和球囊导管。本发明是一种导管用球囊，具有由于从导管供给的流体而能够扩展收缩的膜状主体，其特征在于，所述膜状主体包括：由非弹性体构成的中间层、配置于中间层的外表面的含有弹性体的外层、以及配置于所述中间层的内表面的含有弹性体的内层，所述中间层的平均膜厚为所述球囊整体的膜厚的30％～70％。

Description

导管用球囊和球囊导管
技术领域
本发明涉及球囊和球囊导管。尤其涉及插入体腔等内的球囊和球囊导管。
背景技术
不仅在使用于生物体器官扩展法的情况，在缺血性心脏病的治疗或者对排尿困难的患者进行导尿时，也使用了带有球囊的导管(球囊导管)，所述生物体器官扩展法是在血管或体腔(胆管、食道、气管、尿道以及其他内脏器官等的生物体管腔)的狭窄部中留置支架而确保体腔空间。
因此，在该导管用球囊中要求以下等特性：(1)追随能力(球囊对蜿蜒的血管、体腔的追随性)；(2)向血管等的狭窄部位的通过性；(3)钙化的血管等的狭窄部位的扩展性；(4)低顺应性(compliance)(球囊不会由于小的压力变化而产生大的直径变化的适度非伸展性)；(5)能够承受球囊扩展时的内压或冲击的足够的强度、耐压性。
从要求尽可能将对血肿瘤、血管引起损伤的可能性降低至最小限度的安全性的观点来看，使用于导管的球囊的耐压性、顺应特性等特别重要，由于提高耐压性时球囊本身会硬质化，存在球囊的柔软性受损且球囊向血管等的狭窄部位的通过性降低这样的问题。
因此，作为解决该问题点的着眼于膜强度和柔软性较高的球囊的技术，可列举日本特开2003-144553号公报。在该日本特开2003-144553号公报中，公开了如下球囊：直管部的两端为锥形，且该锥部上的所有位置的锥部的厚度满足所述直管部外径、直管部的膜厚、锥角以及与直管部和锥部的边界的距离的关系式(1)。并且，根据该专利文献1，通过根据其位置改变球囊整体的膜厚，能够同时实现球囊部分的高耐压强度、薄壁化和柔软性。
另外，由于在球囊扩展时医生自己不能直接观察球囊的状态，所以存在医生还没发觉时球囊就已过于膨胀的问题点。因此，作为解决该问题点的着眼于顺应性的技术，有日本特开2006-110392号公报。在该日本特开2006-110392号公报中公开了半顺应性球囊和轴向非顺应性球囊，所述半顺应性球囊由在6atm～19atm的膨胀压力范围内显示出0.025～0.045mm/atm的顺应性的聚氨酯嵌段共聚物形成；所述轴向非顺应性球囊由在6atm～14atm的膨胀压力范围内显示出0.01～0.25mm/atm的顺应性的聚氨酯嵌段共聚物形成。
并且，由尼龙等非顺应性材料形成的球囊由于其顺应特性，即使在收缩状态下也需要有足够大的直径，因此若将配备支架并在折叠状态下的球囊导入患者的体内时，存在折叠的球囊会引起支架的不均匀膨胀的问题。在所述日本特开2006-110392号公报中记载的发明能够解决该问题点。
发明内容
发明要解决的问题
在上述日本特开2003-144553号公报的图1、实施例中记载的球囊形成为：锥部上的球囊的膜厚从开口部一侧朝向直管部一侧，膜厚逐渐变薄。因此，由于该日本特开2003-144553号公报的球囊的直管部的壁比较薄，所以某种程度上能够期待向血管等的狭窄部位的通过性。然而，由于在实施例中实际使用的球囊原材料仅为聚酰胺类弹性体，耐压性比PET等差(在实施例中，平均破坏压力为21.3atm)，另外，由于直管部薄壁化，会产生针孔的问题。并且，由于日本特开2003-144553号公报的膜厚不均匀，有可能由于小的压力变化而产生大的球囊直径变化，存在顺应特性存在隐患的问题。
另一方面，由于着眼于顺应特性的日本特开2006-110392号公报的发明是在抑制、防止折叠的球囊引起支架不均匀膨胀的观点下创作出来的，所以作为聚酰胺等显示出非伸展性的非顺应性材料的代替，使用由半顺应性的聚氨酯共聚物构成的单层膜来形成球囊。然而，由于与生物体接触的外壁是聚氨酯共聚物，抑制了不均匀的膨胀，球囊的膜厚变大且追随能力受损。另外，由于使用了半顺应性材料，球囊在生物体内扩展时，无法确保非伸展性，在安全方面也存在隐患。
因此，为了解决该问题点，本发明的目的在于提供一种顺应性提高且保持了耐压性能和通过性能的平衡的球囊和球囊导管。
用于解决问题的手段
为达成上述目的，本发明人们在掌握球囊膜整体的情况下，发现了如下见解并完成了本发明：当构成该球囊膜的各层的性质、膜厚为规定的条件时，会显示出优异的顺应特性而不损害耐压性能与通过性能的平衡。
(发明的效果)
本发明的球囊能够在维持耐压性能和通过性能的状态下显著抑制由加压引起的球囊部的拉伸。
由于本发明的球囊的与生物体接触的外壁是弹性体，追随能力和向血管等的狭窄部位的通过性优异。
附图说明
图1是表示本发明的导管用球囊的一例的示意图。
图2是本发明的导管用球囊的成形模具的说明用示意图。
图3是表示本发明的球囊导管的一例的示意图。
图4是表示本发明的实施例中的特定压力与该压力下的膨胀率的关系的实验结果。
具体实施方式
以下，接着说明本发明的详细情况。此外，本申请基于2012年3月28日提出申请的日本国专利申请号2012-073841号，参照其公开内容，引入全文。
本发明的第一方式是一种导管用球囊，具有由于从导管供给的流体而能够扩展收缩的膜状主体，其特征在于，所述膜状主体包括：含有非弹性体的中间层、配置于所述中间层的外表面的含有弹性体的外层、以及配置于所述中间层的内表面的含有弹性体的内层，所述中间层的平均膜厚为所述球囊整体的平均膜厚的30％～70％。
即，像作为现有技术的所述日本特开2003-144553号公报和所述日本特开2006-110392号公报那样，以由聚酰胺构成的一层膜或两层膜形成导管用球囊的情况下，一定会在管状球囊的内侧与外侧之间产生制造工序的过程中的拉伸的扩展倍率的偏差。更详细而言，由于在球囊内侧施加大的拉伸，所以在该内侧的部分拉伸余量变少，而由于在球囊的外侧比较难以施加拉伸，所以在球囊膜的外侧与内侧产生拉伸倍率差。结果，由于实际上由内侧的部分来支撑球囊的形状，所以在本发明的过程中确认了球囊外侧无助于耐压性。另外，也确认了：当在球囊膜的内侧施加大的拉伸时，球囊本身的耐压性产生偏差，不能提供显示出稳定的耐压性的球囊。因此，已确认：通过设为在作为球囊外侧的无助于耐压性的区域的外层中包含弹性体，在作为球囊内侧的耐压性容易产生偏差的区域的内层中包含弹性体，且在作为所述外层与所述内层之间的区域的中间层中包括有助于耐压性的非弹性体，能够提供如下球囊，作为球囊整体，在维持耐压性能和通过性能的状态下，显著地抑制由加压引起的球囊部的拉伸的顺应特性优异。
由此，与以往的球囊相比，通过在维持耐压性能、通过性能的状态下显著抑制由加压引起的球囊部的拉伸而能够降低顺应特性，所以能够可靠地扩展病变部，并且能够抑制对粘膜、血管内表面的损伤。
本发明的中间层的平均膜厚为球囊整体的平均膜厚的30％～70％，优选平均膜厚的35％～60％。
当小于该球囊整体的平均膜厚的30％时，具有耐压性降低的缺点；当大于70％时，具有球囊部的柔软性降低的缺点。
此外，在本说明书中，表示直径的膨胀容易性的“顺应性”这样的用语是指表示施加内部压力时的、直径的增大与压力增加的关系的顺应性曲线的斜率。另一方面，将公称压力加某个特定的内部压力时直径的增大比率规定为“特定压力下的顺应性”。另外，在这里，“公称压力”是指使球囊膨胀至既定直径所需的压力。
本发明的球囊优选在公称压力以上、公称压力+约13atm以下的膨胀压力范围内，具有约6％以上、约16％以下的半径方向上的膨胀率，更优选在公称压力以上、公称压力+约13atm以下的膨胀压力范围内，具有约6％～约12％的半径方向上的膨胀率。
在从公称压力至公称压力+约13atm的膨胀压力范围内(公称压力以上、公称压力+约13atm以下的压力范围)，具有约6％～约16％的半径方向上的膨胀率时，顺应性足够低，能够不引起半径方向上的急剧膨胀地应用于病变部的扩展、支架的后扩展。此时的膨胀率通过{(公称压力+约13atm的球囊直管部直径)-(公称压力的球囊直管部的直径)}/(公称压力的球囊直管部的直径)×100(％)来计算。
本发明的球囊优选通过将用于球囊成形的3层共挤出成型而成的管膨胀为在径向上为初始内径的6～9倍且轴向的2～4倍而成形。更优选通过将用于球囊成形的3层共挤出成型而成的管膨胀为在径向上为初始内径的7～8倍且轴向的2.5～3.5倍而成形。
在后述的球囊制造方法中也将详细说明，如果是将管状3层膜(所谓3层膜的成型坯料)朝向与轴垂直的剖面方向外方(或者径向外方)膨胀了6～9倍而成(或者也称为径向拉伸倍率为6～9倍)的球囊，由于能够减小顺应性，在降低治疗时的血管负载的观点看来是优选的。另外，如果是将该管状3层膜朝向轴向膨胀2～4倍而成(或者也称为轴向拉伸倍率为2～4倍)的球囊，周向取向与轴向取向的平衡优异，在提高耐破裂性能和稳定性的观点看来是优选的。
在适用于钙化病变的扩展、支架的后扩展的观点看来，本发明的球囊优选在所述公称压力+约13atm的膨胀压力下具有耐破裂性能，更优选在公称压力以上、公称压力+约13atm以下的膨胀压力范围内具有耐破裂性能。破裂性能测量方法为：将测量样品浸渍在37℃的温水中，将在施加期望的内压一分钟后减压为1atm这样的工序作为一个循环，将期望的压力设为以下的1、6、8、10、…20、21、…atm，反复上述的循环，施加高压直到球囊破裂，并测量耐破裂性能。
以下，使用附图说明本发明的球囊的结构后，说明作为该球囊的结构要素的内层、中间层以及外层。
“球囊”
图1是本发明的球囊的由3层膜状主体形成的结构的一例的剖视图，所述3层膜状主体按外层8、中间层7以及内层6的顺序依次层叠而成，其仅为球囊的一例，本发明的范围并不限定于此。
本发明的球囊1优选使用于导管，该球囊1优选由筒状的膜状主体2和连接部4a、4b构成，所述膜状主体2能够借助从导管供给的流体而扩展收缩，所述连接部4a、4b从所述膜状主体的轴向两端拉伸且与所述导管连接。另外，在所述两端的连接部4a、4b分别形成有供导管插通的开口部3a、3b。优选的是，一方连接部的开口部3b形成为与另一方连接部的开口部3a相比直径较大。另外，球囊1具有用于扩展血管、尿管、胆管等体内管腔的狭窄部的具有大致均匀外径的筒状部分。
并且，如图1所示，该筒状的膜状主体的两端部的形状也可以分别是锥形(尖细状)。因此，优选的是，本发明的球囊具有：筒状的膜状主体，包括两端形成为尖细状的锥部5a、5b；与导管连接的连接部4a、4b，分别与所述锥部5a、5b连接设置且向轴向外方拉伸。并且，在所述两端的连接部分别形成有供导管插通的开口部3a、3b。
另外，筒状的膜状主体的两端部的形状为锥形的情况下，筒状的膜状主体的中央部为球囊的最大径部连续的部分，锥部5a、5b为与上述筒状的膜状主体的中央部连续且直径以朝向端部连续缩小的方式变化的部分。
并且，与导管连接的连接部4a、4b是分别与上述锥部5a、5b连续，且内径成为大致相同的小径部的部分，是成为球囊向导管的安装部分的部分，并分别形成有开口部3a、3b。而且，锥部5a、5b和与导管的连接部4a、4b分别位于球囊的筒状的膜状主体的两侧，各个锥部和各个连接部的形状也可以不同。
作为本发明的球囊的尺寸，由于公称压力而扩展时的筒状的膜状主体的外径为1～6mm，优选1.25～5.0mm；该筒状的膜状主体的长轴方向上的长度为5～40mm，优选5～35mm；该球囊整体的长度(筒状的膜状主体和连接部的长轴方向上的合计长度)为8～50mm，优选10～45mm。
本发明的球囊的与轴垂直的的截面形状不特别限制，可以是圆形、椭圆、大致椭圆、多边形柱状。
本发明的球囊的收缩时的平均膜厚优选10～50μm，更优选10～40μm。
当该球囊收缩时的平均膜厚为10～50μm的范围时，在追随能力、向血管或体腔等的狭窄部位的通过性的观点看来是优选的。
像上述那样，由于本发明的球囊由层叠了3层而成的膜形成，所以如上述图1所示的形成于膜状主体2两端的与导管的连接部既可以与膜状主体2一体化(一体成形而成)，也可以另外接合直径比筒状的膜状主体小的大致圆筒状的膜体而成。因此，本发明的连接部的常态下的平均膜厚优选20～200μm，更优选20～180μm。
由于本发明的球囊包括利用从导管供给的流体而能够扩展收缩的膜状主体，所以是可折叠的部件，优选在收缩状态下能够成为折叠在导管的主体管的外周的状态。
并且，也可以根据需要在本发明的外层和/或内层的表面上覆盖生物相容性材料、抗血栓材料。作为该生物相容性材料、抗血栓材料，能够单独或者混合使用各种公知的高分子，例如，能够适合使用天然高分子(胶原、明胶、壳多糖、脱乙酰壳多糖、纤维素、聚天冬氨酸、聚谷氨酸、聚赖氨酸、酪蛋白等)、合成高分子(磷脂聚合物、在侧链上具有磷酸基的MPC(甲基丙烯酰氧基乙基磷酰胆碱)嵌段共聚物、聚甲基丙烯酸羟乙酯、甲基丙烯酸羟乙酯与苯乙烯的共聚物(例如HEMA-St-HEMA嵌段共聚物)、聚甲基丙烯酸甲酯、聚乳酸、聚乙醇酸、乳酸-乙醇酸共聚物、聚乙烯、聚丙烯等)。
另外，为了将本发明的导管用球囊容易地插入血管内并进一步插入引导导管内，优选在球囊或膜状主体的外表面上实施用于在与血液等接触时呈现润滑性的处理。作为这种处理，可列举将例如聚(甲基丙烯酸2-羟乙酯)、聚丙烯酸羟乙酯、羟丙基纤维素、甲基乙烯基醚马来酸酐共聚物、聚乙二醇、聚丙烯酰胺、聚乙烯吡咯烷酮、二甲基丙烯酰胺-甲基丙烯酸缩水甘油酯的无规共聚物或嵌段共聚物等亲水性树脂进行表面涂布或者固定在表面上的方法等。
另外，优选与上述中间层的表面紧贴地形成外层和内层，优选在所述中间层的表面的整个面上紧贴地形成所述外层和内层。由此，能够提供一种维持了耐压性和通过性的球囊。
以下，说明作为本发明的球囊的结构要素的内层、外层以及中间层。
(中间层)
本发明的中间层由非弹性体构成，且为球囊整体的平均膜厚的30％～70％。即，将外层与内层之间的区域设为由有助于耐压性的非弹性体构成的中间层，在与轴垂直的方向上切断本发明的球囊的中心部分而成的剖面中，在假想了将球囊内表面的位置(内层的内表面)设为0、朝向放射方向外方将球囊外表面的位置(外层的外表面)设为1的轴的情况下，在从内表面(0)至0.1或者0.2的区域中是容易施加拉伸压力的区域，在从外表面(1)至0.5或者0.8的区域中是难以施加拉伸压力的区域。因此，优选将内层设为从内表面(0)至0.1或者0.2的区域，将外层设为从0.5或0.8至外表面(1)，并将剩余的区域(优选0.1～0.8，更优选0.2～0.5)设为中间层。也可以与需要的耐破裂性能和通过性能相匹配地变更该中间层所占的区域。
构成本发明的球囊的膜状主体中的中间层的平均厚度优选5～20μm。也可以根据球囊直径、需要的耐破裂性能和通过性，将中间层的厚度设为适当的厚度。
构成本发明的球囊的膜状主体中的中间层的平均厚度的测量方法根据原来管的设计尺寸和球囊的膜厚换算而算出。
本发明的中间层由非弹性体构成是指在本发明的中间层中不包含弹性体，优选该中间层由聚酰胺形成。即，本发明的中间层优选具有聚酰胺，根据需要也可以包含公知的添加剂、X射线等的造影剂，或者也可只由聚酰胺构成，如果在该中间层中包含1～100重量％的聚酰胺，则能够确保导管用球囊所需的耐压强度、顺应性。
在本发明的中间层中能够适合使用的聚酰胺只要在主链中具有酰胺键(-CO-NH-)即可，不特别限定。通常，通过环结构的内酰胺或氨基酸的聚合(均聚)或者二羧酸和二胺的缩聚来制造。因此，作为该聚酰胺，优选使用均聚聚酰胺。作为能够均聚的单体，可列举ε-己内酰胺、氨基己酸、庚内酰胺、7-氨基庚酸、11-氨基十一烷酸、12-氨基十二烷酸、9-氨基壬酸、哌啶酮等。
另外，作为使二羧酸和二胺缩聚的情况下的二羧酸，可列举已二酸、癸二酸、十二烷二酸、戊二酸、对苯二甲酸、2-甲基对苯二甲酸、间苯二甲酸、萘二甲酸等。作为二胺，可列举1,4-丁二胺、1,6-己二胺、1,9-壬二胺、1,10-癸二胺、1,11-十一烷二胺、1,12-十二烷二胺、对苯二胺、间苯二胺等。
另外，作为所述聚酰胺，可列举尼龙4、6、7、8、11、12、6.6、6.9、6.10、6.11、6.12、6T、6/6.6、6/12、6/6T、6T/6I等。
此外，聚酰胺的末端也可以由羧基、氨基等封端。所述聚酰胺树脂能够单独使用一种或者组合两种以上进行使用。
本发明的聚酰胺特别优选上述材料中的尼龙11、尼龙12。
本发明的聚酰胺的重均分子量优选2.0×104～5.0×104，更优选3.0×104～5.0×104，进一步优选4.0×104～5.0×104。
此外，本发明的聚酰胺的重均分子量能够用质谱法、光散射法、液相色谱法、气相色谱法等公知的方法来测量，在本说明书中，是利用凝胶渗透色谱法测量得到的分子量。
作为根据需要在中间层中含有的添加剂，能够列举高级醇、羟基苯甲酸酯、芳香族磺酰胺等，但并不限定于此。
另外，在本发明中，根据需要在中间层中含有的添加剂只要相对于放射线不透过即可，不特别限制，能够使用公知的放射线不透过性物质。具体而言，可列举碘、钡、铋、硼、溴、钙、金、铂、银、铁、锰、镍、钆、镝、钨、钽及硫酸钡等化合物、及它们的溶液/分散液(例如生理盐水)；泛影酸(amidotrizoic acid，3,5-二乙酰氨基-2,4,6-三碘苯甲酸)、泛影酸钠葡甲胺、泛影酸葡甲胺、碘他拉酸钠、碘他拉酸葡甲胺、碘曲西酸葡甲胺、碘曲仑、碘克沙酸、碘昔兰、碘帕醇、碘普罗胺、碘海醇、碘佛醇、碘美普尔；碘化罂粟油脂肪酸乙酯(例如作为碳原子被碘化的罂粟子油的LipiodolTM)等。这些放射线不透过性物质既可以单独使用也可以以两种以上的混合物的方式来使用。或者，也可以在膜状体上进一步层叠设置以上述造影剂为基剂的造影剂层。
由此，由于能够在X射线透视下确认球囊的扩展程度，能够可靠且容易地确认球囊的位置。
在本发明的球囊的轴向中心部的与轴垂直的剖面中，中间层的截面积比率优选30～70％，更优选35～60％。
(外层)
本发明的外层包含弹性体。另外，含有弹性体的外层含有1～100重量％的弹性体即可，也可以根据需要包含公知的添加剂、X射线等的造影剂，或者也可只由弹性体构成。
当在最表层形成包含弹性体的外层时，当把该球囊安装在导管上并插入体内的情况下，由于较柔软，在血管或者体腔内的通过性优异。
构成本发明的球囊的膜状主体中的外层的平均厚度优选5～15μm，更优选5～10μm。当平均厚度为5～15μm的范围内时，能够提高与钙化病变等的硬质成分的耐擦性，并能够更安全地应用手法。
本发明的外层的材料可以与本发明的内层的材料相同，本发明的外层的弹性体与本发明的内层的弹性体可以相同。
为了不产生层间剥离，本发明的外层所包含的弹性体优选与中间层的聚酰胺具有足够的粘接性的聚酰胺弹性体。
该聚酰胺弹性体优选聚酰胺嵌段共聚物，更优选具有硬链段和软链段的二元嵌段共聚物。作为二元嵌段共聚物，例如可列举聚酰胺(硬链段)和聚醚(软链段)的嵌段共聚物，具体而言为尼龙11和聚丁二醇的嵌段共聚物、尼龙12和聚丁二醇的嵌段共聚物。
本发明的聚酰胺弹性体的肖式硬度D优选40～75，更优选55～65。
本发明的聚酰胺弹性体的拉伸弹性模量优选100～500MPa，更优选100～250MPa。通过使用更柔软的聚酰胺弹性体，能够期待通过性的提高。
本发明的聚酰胺弹性体优选在高分子链上具有以下的化学式(1)或化学式(2)的嵌段共聚物。
[化学式1]
(在上述化学式(1)中，a为4～12的整数，b为4～10的整数，c为0～100的整数，d为0～100的整数，p为2～4的整数，q为1～100的整数，Ln为连接体部位，是-C(O)-R-O-C(O)-，所述R是由亚甲基数为2～12形成的亚烷基(alkylene group)。)
[化学式2]
(在上述化学式(2)中，n为5～11的整数，l为0～100的整数，m为1～100的整数，p为2～4的整数，q为1～100的整数，Ln为连接体部位，是-C(O)-R-O-C(O)-，所述R是由亚甲基数为2～12构成的亚烷基。)
即，本发明的聚酰胺弹性体既可以是上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物本身，也可以是通过熔融聚合将上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物进一步高分子化而成的材料，本发明的聚酰胺弹性体优选通过熔融聚合将上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物进一步高分子化而成的材料。因此，在通过熔融聚合进一步高分子化的情况下，上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物可以说是“重复单元”。
另外，上述化学式(1)和化学式(2)中的所述R作为由亚甲基数为2～12形成的亚烷基，可以是直链、支链、环状，不作特别限制，具体而言，可列举四亚甲基、2-甲基丙烯基、1,1-二甲基乙烯基、正亚戊基、己烯基、正壬烯基、1-甲基辛烯基、6-甲基辛烯基、1-乙基庚烯基、1-(正丁基)亚戊基、4-甲基-1-(正丙基)亚戊基、1,5,5-三甲基己烯基、1,1,5-三甲基己烯基、正癸烯基、1-甲基壬烯基、1-乙基辛烯基、1-(正丁基)己烯基、1,1-二甲基辛烯基、3,7-二甲基辛烯基、正十一碳烯基、1-甲基癸烯基等。
进一步高分子化的情况下，通过熔融聚合能够得到上述两个末端未被封端的聚酰胺弹性体。能够通过使用附有冷却功能(冷却机：EYELA制UT-4000L)的真空干燥机(EYELA制VOS301SD)，在一定时间(12～72小时)内利用真空泵(ULVAC制GCD136XN)在真空下以220～250℃进行加热来进行该熔融聚合。
另外，在本发明的外层中使用上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物的情况下，可以由单独一种或者组合两种来使用上述化学式(1)或化学式(2)的聚酰胺嵌段共聚物。
本发明的聚酰胺弹性体既可以合成，也可以购买市场上出售的产品，作为能够使用于本发明的聚酰胺弹性体，可列举ELG5660(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)、ELG6260(EMS社制，商品名：GrilflexELG6260)、熔融聚合了所述ELG5660的高分子量体(熔融粘度为1260～3489Pa·s)、熔融聚合了所述ELG6260的高分子量体(熔融粘度为5282～7391Pa·s)等。
另外，本发明的聚酰胺弹性体的末端也可以由羧基、氨基等封端。
本发明的聚酰胺弹性体的熔融粘度优选500Pa·s以上，更优选500～20000Pa·s。这是由于进一步抑制了伴随着加压的拉伸，作为球囊整体，显示出更低的顺应性。此外，在本发明中，使用流动性测试仪“岛津制CFT-500D”来测量熔融粘度。
针对根据需要可以在外层中包含的添加剂、X射线不透过性物质，由于与中间层相同，在这里省略说明。
在本发明的球囊的轴向中心部的与轴垂直的剖面中，外层的截面积比率优选20～50％，更优选25～50％。
如果在该范围内，则能够兼顾耐破裂性能和钙化病变等的硬质病变部的扩展性能。
(内层)
本发明的内层包含弹性体。另外，含有弹性体的内层含有1～100重量％的弹性体即可，也可以根据需要包含公知的添加剂、X射线等的造影剂，或者也可只由弹性体构成。
当在最内侧形成包含弹性体的内层时，能够提供一种显示出稳定的耐压性的导管用球囊，另外，作为球囊整体，由于能够赋予柔软性，血管或者体腔内的通过性优异。
构成本发明的球囊的膜状主体中的内层的平均厚度优选0.1～10μm，更优选0.1～7μm。
当平均厚度为0.1～10μm的范围内时，由于能够保持球囊整体的柔软性和低顺应特性的平衡，所以优选。
本发明的内层所包含的弹性体优选与中间层的粘接性良好且不产生层间剥离的聚酰胺弹性体。
由于该本发明的内层所包含的聚酰胺弹性体能够使用与上述外层中的聚酰胺弹性体相同的材料，所以在此省略聚酰胺弹性体的说明。
根据以上说明，本发明的球囊的一优选方式优选由膜状主体形成，所述膜状主体在最内侧设置由聚酰胺弹性体构成的内层，且在该内层的表面层叠由聚酰胺构成的中间层，且在所述中间层的外侧进一步设置由聚酰胺弹性体构成的外层。
由此，能够提供一种显示出优异的顺应特性而不损害耐压性能和通过性能的平衡的球囊。
“球囊的制造方法”
以下，说明本发明的球囊的制造方法的优选实施方式。本发明的球囊的制造方法优选包含：工序(1)，利用通常的电线包覆法来进行共挤出，并形成中间层由非弹性体构成而内层和外层由弹性体构成的三层聚合物管(成型坯料)；工序(2)，将该成型坯料在从两种聚合物的二次转变温度到一次转变温度的范围内的温度下轴向拉伸，使拉伸的成型坯料进一步在半径方向上膨胀而双轴拉伸；工序(3)，将膨胀的成型坯料冷却至两种聚合物的二次转变温度以下，使冷却的成型坯料进一步收缩而形成双轴拉伸的球囊，所述球囊具有内径大致均匀的筒状膜状体、分别设置在该膜状体的前后的锥部、以及设置在所述锥部前后的与导管的连接部；以及工序(4)，根据需要对已双轴拉伸的球囊的锥部进行再拉伸而使锥部的壁厚薄壁化，并使该再拉伸的球囊膨胀，一边维持膨胀状态一边将球囊加热至聚合物的二次转变温度以上后，使球囊冷却至聚合物的二次转变温度以下的温度。
在本发明中，当着眼于构成球囊膜的各层的厚度，且一般利用双轴拉伸法制造球囊时，由于制造过程中的拉伸时施加的压力(球囊的径向和轴向)引起的偏差，已确认作为产品的球囊本身的耐压性、每个产品的耐压性的偏差。如后述实施例也示出的那样，当形成球囊的膜状体的各层不是期望的范围内的膜厚时，已确认球囊的顺应特性会降低、球囊的破裂压力或者球囊的柔软性会受损。但是，通过以下工序(1)～(3)的条件，特别是将吹气温度设为70～100℃，将退火温度设为100～130℃，将吹气、退火压力设为3.0～4.5MPa，将径向拉伸倍率设为6～9倍，将轴向拉伸倍率设为2～4倍，能够制造具有膜状体的球囊，所述膜状体的各层具备期望的范围内的膜厚，结果，能够提供一种顺应特性、柔软性或者破裂压力优异的球囊。
另外，优选的是，内层、外层以及中间层由同一类材料构成。在上述实施方式中，均设为聚酰胺类材料，但例如像由聚氨酯非弹性体构成的中间层、由聚氨酯类弹性体构成的内外层那样，也能够均设为聚氨酯类材料。通过使用同一类材料，能够得到层间粘接强度较高的球囊。
以下，详细说明各工序(1)～(4)。
工序(1)
利用能够拉伸的聚合物形成管状成型坯料(以下也称为管或成型坯料)的工序(1)能够利用安装有模具的通用挤出成型机来进行。作为外层和内层的材料，将弹性体作为成形用聚合物，并且，作为中间层的材料，将非弹性体设为成形用聚合物。相对于100重量份非弹性体，使弹性体成为40～240重量份，在挤出成型机内，在150～270℃分别加热熔融该成形用聚合物，并通过模具共挤出所述聚合物而形成成型坯料27。通过控制该相当于非弹性体层的中间层、相当于弹性体层的内层、外层的比率，决定最终球囊成形物的中间层的膜厚。此时的挤出成型温度只要是所述聚合物能够熔融的温度，不特别限定，但优选160～260℃，更优选170～260℃，挤出压力为0.5～10.0MPa。
工序(2)
能够使用球囊成形模具来进行使成型坯料在半径方向上膨胀而双轴拉伸的工序(2)。具体而言，将该管状成型坯料27插入作为一例的图2所示的模具20内，并将管27的一端封闭。使用加热熔融、高频密封、钳子等来进行封闭。图2是球囊成形模具20的剖视图。该模具20具有作为加温机构的加热器22和作为冷却机构的冷却管23。而且，模具20成为分离模具25、26，组合分离模具25、26时形成的内表面形状成为形成的球囊的基本外表面形状。
而且，如图2所示，使加热器22工作，将形成球囊1的部分的管27加热至如下温度(70～100℃)，该温度是稍微超过聚合物(形成管27的非弹性体和弹性体)的玻璃转变温度(30～60℃)的范围内的温度。将管27维持在加热的状态，使管27沿箭头X、Y方向拉伸，并且从箭头Z方向一边加压气体一边向管27内输送，使在模具20内被加热的部分的管27紧贴在分离模具25、26的内壁面上。在这里，拉伸倍率优选为：在球囊的与轴垂直的剖面方向(球囊径向)上乘以6～9倍，在轴向(球囊轴长度方向)上乘以2～4倍。根据此时的来自Z方向的加压压力，决定XY方向的拉伸距离的程度。当内压过低时，若不拉伸一段拉伸距离则不能形成球囊；当内压过高时，在轴向拉伸前就形成球囊。优选以轴向的拉伸距离收敛在上述拉伸倍率程度内的方式向管内部施加压力。
工序(3)
形成球囊的工序(3)通过拉伸处理来形成，所述球囊具有筒状的膜状体、分别设置在该膜状体的前后的锥部、以及设置在所述锥部的前后的与导管连接的连接部。具体而言，使冷却液在冷却管23内循环，将管27冷却至二次转变温度以下。另外，该冷却也可不使冷却液循环而仅放置自然冷却。之后将管27内部设为常压，从模具20内拔出管27。然后，通过在管27的前端部和后端部切断管27，形成图1所示的球囊的基本形状。另外，也可以通过进行两次以上的上述拉伸处理来形成目的壁厚的球囊。
工序(4)
根据需要，也可以在上述工序(3)之后设置如下工序(4)：再拉伸球囊而使壁厚薄壁化，并将球囊加热至聚合物的二次转变温度以上，之后使球囊冷却至聚合物的二次转变温度以下的温度。
具体而言，也可以是，对已双轴拉伸的球囊的锥部5a、5b进行再拉伸而使锥部的壁厚薄壁化，使该再拉伸的球囊膨胀，一边维持膨胀状态一边与上述工序(2)同样地将球囊加热至聚合物的二次转变温度以上，之后使球囊冷却至聚合物的二次转变温度以下的温度。
“球囊导管”
本发明的球囊导管是血管扩展用球囊导管，包括：内管，具有前端开口的第1腔管；外管，与所述内管同轴地设置，在与所述内管的前端相比后退规定长度的位置具有前端，在与所述内管的外表面之间形成第2腔管，以及可折叠的球囊，其前端部固定于所述内管，基端部固定于所述外管，内部与所述第2腔管连通，该球囊优选为本发明的球囊。
作为本发明的导管用球囊的一优选实施方式，以下使用附图说明本发明的球囊导管，但本发明的范围并不仅限制于以下的实施方式、附图。此外，在附图的说明中，对相同的元件标注相同的附图标记，并省略重复的说明。另外，为了方便说明，有时附图的尺寸比例被夸张而与实际比例不同。图3是表示本发明的球囊导管的一例的示意图。
以下说明本发明的球囊导管10的结构。该球囊导管10具备：内管14，具有前端开口的第1腔管150；外管12，在与该内管14的前端相比向基端侧后退规定长度的位置与该内管14同轴设置，且在与内管14的外表面之间形成第2腔管120；以及可折叠的球囊1，具有与导管的连接部(球囊的前端部侧)4a、与导管的连接部(球囊的基端部侧)4b，连接部4b安装于外管12，连接部4a安装于内管14，在基端部附近与第2腔管120连通。另外，该球囊导管10优选也具备接口13，所述接口13包括与所述第2腔管连通的开口部。并且，球囊1覆盖外管12的基端部附近，且该球囊1的内部112与第2腔管120连通。
在作为本发明的球囊导管10的一实施方式的图3中，具有：导管主体101，具备能够移送流体的长条状外管12；球囊1，与导管主体101的前端连接；以及接口13，安装于导管主体101的基端。另外，球囊导管10具有：内管14，穿过形成于外管12内的第2腔管120内部；以及前端部件15，设置于内管14的前端。前端是指在使用时位置插入血管内的一侧的端部(近位端)，基端是指在使用时位于操作球囊导管10的操作者一侧的端部(远位端)。
此外，在图3中，示出了导管的基端部侧成为单腔管，而在前端与基端之间具有能够插入导丝的导丝端口的快速更换型导管，但也可以是导管的基端部侧成为同轴的双层腔管，而内管拉伸至接口的整体交换(over the wire)型。
该球囊导管10为应用于血管扩展用导管的一例，本发明的球囊和球囊导管也能应用于尿道导管等其他导管。
作为从该导管供给到球囊的流体，可列举造影剂、氦气、生理盐水、CO2气体、O2气体、N2气体、空气等公知的流体。
本发明的球囊导管10由包括内管14和外管12的导管主体101、接口13以及球囊1构成。内管14具有前端开口的第1腔管150(内侧的外腔管)。第1腔管150是用于插通导丝的腔管，并与导丝端口18连通，所述导丝端口18是形成导丝端口的开口部。而且，能够从导丝端口18插通导丝17。
作为内管14，外径为0.30～2.50mm，优选0.40～2.00mm，内径为0.20～2.35mm，优选0.25～1.70mm。作为内管24的形成材料，优选具有某种程度的挠性的材料，例如能够使用聚乙烯、聚丙烯、乙烯-丙烯共聚物、乙烯-醋酸乙烯酯共聚物等聚烯烃、聚氯乙烯、聚氨酯、聚酰胺、聚酰胺弹性体、聚酯弹性体等热塑性树脂。
在外管12的内部插通内管14，且外管12设置在与内管的前端相比稍微后退的位置，由该外管12的内表面与内管14的外表面形成第2腔管120。因此，第2腔管120能够设为具有足够容积的腔管。而且，第2腔管120在其前端，在球囊1的后端部与上述球囊1内部连通，第2腔管120的后端与形成喷射端口的接口13的开口部130连通，所述喷射端口用于注入用来使球囊膨胀的流体(例如造影剂、氦气、生理盐水、CO2气体、O2气体等)。作为外管12，外径为0.50～4.30mm，优选0.60～4.00mm，内径为0.40～3.80mm，优选0.50～3.00mm。
另外，也可以根据需要在球囊扩展时向球囊内注入上述X射线不透过性物质。
作为外管12的形成材料，优选具有某种程度的挠性的材料，例如能够使用聚乙烯、聚丙烯、乙烯-丙烯共聚物、乙烯-醋酸乙烯酯共聚物等聚烯烃、聚氯乙烯、聚氨酯、聚酰胺、聚酰胺弹性体、聚酯弹性体等热塑性树脂。
另外，在图3中，为了实现促进追随血管的作用并且不给血管壁带来损伤，优选在本发明的球囊导管10的前端具有球面状的前端部件15。
球囊1是可折叠的部件，是在不使之扩展的状态下，能够成为折叠在内管14的外周的状态。而且，球囊1是至少一部分成为圆筒状的、具有大致相同直径的筒状主体的可折叠部件，从而能够容易地扩展血管、体腔的狭窄部。而且，球囊1的连接部4b通过粘结剂或者热熔接等液密地固定于外管12的前端部。连接部4a也同样液密地固定于内管14的前端部。
如图3所示，球囊1当扩展时在球囊1的内表面与内管14的外表面之间形成空间112。在该空间112的基端侧，在其全周与第2腔管120连通。这样，由于使具有较大容积的第2腔管与球囊1的基端侧连通，容易从第2腔管向球囊1内注入流体。使用上述部件作为球囊1。另外，在图3中，球囊1由三层膜(外层、中间层以及内层)构成。
另外，为了能够通过X射线造影来确认球囊1的筒状的膜状主体的位置，优选在内管14的外表面上设置一个以上X射线标记44。如图3所示，X射线标记44优选设置在球囊1与内管14的固着部的后端侧附近的位置和球囊1与外管12的固着部的前端侧附近的位置，也就是位于球囊1的筒状的膜状主体2两端的部分。
该X射线标记44优选由X射线不透过材料(例如金、铂、铱、钨或者它们的合金等)形成。
本发明的接口13与第2腔管120连通，并具有开口部130，所述开口部130形成喷射端口，所述喷射端口是注入排出流体的通路的入口。因此，开口部130也承担作为流路的作用，并与例如球囊加压器(indeflator)、注射器、泵等的流体供给排出部(图中未示出)连通。由此，流体经由开口部130和第2腔管120供给至球囊1或从球囊1排出。即，开口部130和腔管120作为使球囊1扩展收缩的驱动流体的供给、排出路径起作用。
作为本发明的接口的形成材料，能够适合使用聚碳酸酯、聚酰胺、聚砜、聚丙烯酸酯、甲基丙烯酸酯-丁烯-苯乙烯共聚物等热塑性树脂。
实施例
以下将说明本发明的具体实施例，但本发明的范围并不限定于此。
(以下为实施例)
“球囊的制造”
(实施例1)
在170～260℃共挤出成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.825×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。中间层的平均膜厚14.5μm，中间层的比例为70％。在这里所说的平均膜厚是指在球囊的任意位置(6点)的算术平均数，作为其测量方法，使用三丰制数显量表来测量。
(实施例2)
在170～260℃共挤出成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.805×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。利用与(实施例1)相同的方法测量的中间层的平均膜厚为13.5μm，中间层的比例为65％。
(实施例3)
在170～260℃共挤出成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.785×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。利用与(实施例1)相同的方法测量的中间层的平均膜厚为12.5μm，中间层的比例为60％。
(实施例4)
在170～260℃成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.765×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。利用与(实施例1)相同的方法测量的中间层的平均膜厚为11.5μm，中间层的比例为55％。
(实施例5)
在170～260℃共挤出成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.745×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。利用与(实施例1)相同的方法测量的中间层的平均膜厚为10.5μm，中间层的比例为50％。
(实施例6)
在170～260℃成型三层管(内径扩展倍率：8倍，轴向扩展倍率：3倍，φ0.360×0.485×0.675×0.875mm，各直径±0.03mm)，所述三层管中，作为使用于内层和外层的弹性体，使用了聚酰胺弹性体(EMS社制，商品名：GrilflexELG5660)树脂；作为中间层使用了尼龙12(EMS社制商品名：GrilamidL25)。之后，通过在90℃以3.8MPa的压力一定时间内向得到的管内吹入干燥氮气而进行吹塑成型，并制造了外径(公称直径)为3.00mm、平均膜厚为21μm、长度为15mm的球囊。利用与(实施例1)相同的方法测量的中间层的平均膜厚为7.5μm，中间层的比例为35％。
(对比例1)
作为比较例，使用了以往的双层球囊。内层由聚酰胺形成，外层由聚酰胺弹性体形成。由聚酰胺构成的内层相对于球囊的整体膜厚的比例为84％。
(比较例2)
作为比较例，使用了以往的单层球囊。材料由聚酰胺弹性体的混合材料构成。
“球囊的评价”
(耐压性评价和顺应特性评价)
使用泰尔茂公司制耐压试验机对在上述实施例得到的球囊测量相对于加压的直径变化量，并分别算出了各实施例1～6的球囊和对比例1和2的球囊的各个压力下的球囊直径。
此外，相对于所述加压的直径变化量的测量方法与耐破裂性能测量同样地，将测量样品浸渍在37℃温水中，将施加期望的内压一分钟后减压至1atm这样的工序设为一个周期，将期望的压力设为以下的1、6、8、10、…20、21、…atm，反复上述循环，并测量特定压力下的直径。
接着，以达到球囊的公称直径的公称压力(推荐扩展压力)下的直径为基准，算出特定压力下的膨胀率(即，特定压力下的顺应性或直径的变化比例)。其结果示于表1。
[表1]
在这里特定压力下的膨胀率(％)是指从各个球囊的特定压力下的直径减去各自的公称压力下的直径后，将除以公称压力下的直径得到的值乘以100得到的值。
图4是将表1图形化后的图。实施例1～6的球囊和比较例1的球囊在高膨胀压力下也显示出了低顺应性性能和耐破裂性能。
观察图4，即使使中层比率降低，在实施例1～5的球囊中，公称压力+约13atm下的膨胀率为8％以下，实施例6的球囊的公称压力+约13atm下的膨胀力也为11％以下，实现了低顺应性。由此可知具有适于支架的后扩展等的扩展性能。
(柔软性评价)
使用爱光工程(aikoh engineering)公司制小型桌上负载试验器(MODEL1305N)对在上述实施例得到的球囊进行三点弯曲的弯曲弹性模量测量。将样品把持间隔设为25.4mm，将压入长度设为2mm，将压入速度设为5mm/min来进行，算出各实施例1～6的球囊和比较例的球囊各自的弯曲弹性模量(kgf/cm2)。其结果示于表2和表3中。
[表2]
[表3]
观察表2和表3，可认为当本发明的中间层的平均厚度的比例为35％～70％时，是属于以往球囊的柔软性范围内的球囊，可认为通过性良好。特别是已确认：中间层的平均厚度相对于本发明的球囊整体的厚度为35％的情况下的实施例6通过性特别优异。
附图标记的说明
1 球囊
2 筒状的膜状体
3a、3b 开口部
4a、4b 与导管的连接部
5a、5b 锥部
6 包含弹性体的内层
7 包含非弹性体的中间层
8 包含弹性体的外层
101 导管主体
12 外管
13 接口
14 内管
18 第1开口部(导丝端口)
130 第2开口部(喷射端口)
120 第2腔管
150 第1腔管

Claims (4)

1.一种导管用球囊，具有利用从导管供给的流体而能够扩展收缩的膜状主体，其特征在于，
所述膜状主体包括：含有非弹性体的中间层、配置于所述中间层的外表面的含有弹性体的外层、以及配置于所述中间层的内表面的含有弹性体的内层，
所述中间层由聚酰胺形成，所述内层和所述外层由聚酰胺弹性体形成，
所述中间层的平均膜厚为所述球囊整体的平均膜厚的30％～70％，
所述球囊在公称压力以上、该公称压力+13atm以下的膨胀压力范围内，具有6％～16％的半径方向的膨胀率。
2.根据权利要求1所述的导管用球囊，其中，
所述球囊是通过将用于球囊成形的、3层共挤压成型而成的管膨胀为在径向上为初始内径的6～9倍且轴向的拉伸倍率为2～4倍而形成。
3.根据权利要求1或2所述的导管用球囊，其中，
在公称压力+13atm的膨胀压力下具有耐破裂性能。
4.一种血管扩展用球囊导管，包括：
内管，具有前端开口的第1腔管；
外管，与所述内管同轴地设置，在与所述内管的前端相比后退规定长度的位置具有前端，在所述外管与所述内管的外表面之间形成第2腔管，以及
可折叠的球囊，前端部固定于所述内管，基端部固定于所述外管，内部与所述第2腔管连通，
其特征在于，
所述球囊为所述权利要求1至3中的任一项所述的导管用球囊。
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Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007075585A2 (en) 2005-12-16 2007-07-05 Interface Associates, Inc. Multi-layer balloons for medical applications and methods for manufacturing the same
FR3019747B1 (fr) * 2014-04-11 2017-08-25 Arkema France Utilisation de peba a blocs longs pour la fabrication de tout ou partie d'un catheter.
JPWO2016031071A1 (ja) * 2014-08-29 2017-05-25 Ｕｓｃｉジャパン株式会社 医療用カテーテル
EP3189872B1 (en) * 2014-09-04 2019-05-08 Terumo Kabushiki Kaisha Catheter
US20160114141A1 (en) * 2014-10-27 2016-04-28 Interface Associates, Inc. Methods of manufacturing nested balloons utilizing pressurized constrained annealing
JP6315707B2 (ja) * 2015-04-30 2018-04-25 日本ライフライン株式会社 バルーンカテーテル
CN106042349B (zh) * 2016-08-03 2018-06-19 武汉福脉医疗科技有限公司 一种球囊的成型方法
JP2019063138A (ja) * 2017-09-29 2019-04-25 フクダ電子株式会社 バルーンカテーテル
CN111686311B (zh) * 2020-06-16 2021-05-11 四川大学 一种介入瓣膜输送系统的超润滑涂层及其制备方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0457456A1 (en) * 1990-05-15 1991-11-21 C.R. Bard, Inc. Multiple layer high strength balloon for dilatation catheter
US5879369A (en) * 1995-10-11 1999-03-09 Terumo Kabushiki Kaisha Catheter balloon and balloon catheter
CN102186509A (zh) * 2008-09-03 2011-09-14 波士顿科学国际有限公司 多层医用球囊
US8025943B2 (en) * 1993-10-01 2011-09-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device balloons containing thermoplastic elastomers

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0738168B1 (en) * 1993-10-01 2004-01-21 Boston Scientific Corporation Medical device balloons containing thermoplastic elastomers
JP4190513B2 (ja) * 1995-10-11 2008-12-03 テルモ株式会社 カテーテル用バルーンおよびバルーンカテーテルならびに血管拡張用カテーテル
JP3742696B2 (ja) * 1995-10-11 2006-02-08 テルモ株式会社 カテーテル用バルーンおよびバルーンカテーテルならびに血管拡張用カテーテル
US6287314B1 (en) 1998-04-21 2001-09-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent deploying catheter system
JP2003144553A (ja) 2001-11-12 2003-05-20 Kanegafuchi Chem Ind Co Ltd バルーンおよびバルーンカテーテル
JP2012010846A (ja) * 2010-06-30 2012-01-19 Terumo Corp 医療用チューブ
CN103764181A (zh) * 2011-09-29 2014-04-30 泰尔茂株式会社 导管用球囊及球囊导管
JP5891046B2 (ja) * 2012-01-23 2016-03-22 テルモ株式会社 バルーンおよびバルーンカテーテル

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0457456A1 (en) * 1990-05-15 1991-11-21 C.R. Bard, Inc. Multiple layer high strength balloon for dilatation catheter
US8025943B2 (en) * 1993-10-01 2011-09-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device balloons containing thermoplastic elastomers
US5879369A (en) * 1995-10-11 1999-03-09 Terumo Kabushiki Kaisha Catheter balloon and balloon catheter
CN102186509A (zh) * 2008-09-03 2011-09-14 波士顿科学国际有限公司 多层医用球囊

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Publication number Publication date
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