CN111542364A - 导管及其制造方法 - Google Patents

导管及其制造方法 Download PDF

Info

Publication number
CN111542364A
CN111542364A CN201880083730.9A CN201880083730A CN111542364A CN 111542364 A CN111542364 A CN 111542364A CN 201880083730 A CN201880083730 A CN 201880083730A CN 111542364 A CN111542364 A CN 111542364A
Authority
CN
China
Prior art keywords
layer
catheter
material constituting
lumen
insertion member
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201880083730.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN111542364B (zh
Inventor
生驹和明
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Kaneka Corp
Original Assignee
Kaneka Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Kaneka Corp filed Critical Kaneka Corp
Publication of CN111542364A publication Critical patent/CN111542364A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN111542364B publication Critical patent/CN111542364B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0009—Making of catheters or other medical or surgical tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/04—Macromolecular materials
    • A61L29/049—Mixtures of macromolecular compounds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0021—Catheters; Hollow probes characterised by the form of the tubing
    • A61M25/0023—Catheters; Hollow probes characterised by the form of the tubing by the form of the lumen, e.g. cross-section, variable diameter
    • A61M25/0026—Multi-lumen catheters with stationary elements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0043—Catheters; Hollow probes characterised by structural features
    • A61M25/0045—Catheters; Hollow probes characterised by structural features multi-layered, e.g. coated
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/0102—Insertion or introduction using an inner stiffening member, e.g. stylet or push-rod
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. lubricating compositions
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0043—Catheters; Hollow probes characterised by structural features
    • A61M2025/0059—Catheters; Hollow probes characterised by structural features having means for preventing the catheter, sheath or lumens from collapsing due to outer forces, e.g. compressing forces, or caused by twisting or kinking
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0009—Making of catheters or other medical or surgical tubes
    • A61M25/0012—Making of catheters or other medical or surgical tubes with embedded structures, e.g. coils, braids, meshes, strands or radiopaque coils
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0043—Catheters; Hollow probes characterised by structural features
    • A61M25/005—Catheters; Hollow probes characterised by structural features with embedded materials for reinforcement, e.g. wires, coils, braids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A61M25/1027—Making of balloon catheters
    • A61M25/1036—Making parts for balloon catheter systems, e.g. shafts or distal ends
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A61M25/104—Balloon catheters used for angioplasty

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Child & Adolescent Psychology (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

本发明提供一种加压后轴不易扁平且滑动性良好的导管及其制造方法。上述导管(1)具有远位侧和近位侧且具有轴(2)，该轴(2)具有外筒部件(4)和轴向的至少一部分配置在外筒部件(4)内的内插部件(3)，外筒部件(4)和内插部件(3)中的至少任一方是具有第一层(31)和与第一层(31)层叠的第二层(32)的多层管，在多层管的与轴向正交的截面中，第二层(32)的截面积/第一层(31)的截面积为0.7以下，构成第二层(32)的材料含有与构成第一层(31)的材料相比结晶度高且熔点低的材料，在多层管的与轴向正交的截面中用下式计算的初始真圆度为92％以上。初始真圆度(％)＝(多层管的短轴外径/多层管的长轴外径)×100。

Description

导管及其制造方法
技术领域
本发明涉及外筒部件和内插部件中的至少任一方是具有第一层、和与第一层层叠的第二层的多层管的导管及其制造方法。
背景技术
已知在作为用于供血液在体内循环的流路的血管产生狭窄，血液循环不畅，导致各种疾病的发生。特别是在向心脏供给血液的冠状动脉产生狭窄时，有可能引发心绞痛、心肌梗塞等重大疾病。作为治疗这种血管的狭窄部的方法之一，有使用球囊导管、支架使狭窄部扩张的血管成形术(PTA、PTCA等)。血管成形术由于是不需要进行如旁路手术那样的开胸手术的微创疗法，所以得到了广泛的应用。
在血管成形术中，作为利用球囊导管、支架使狭窄部扩张的前一阶段，需要使导向线通过病变部，具有能够使导向线插入到形成为筒状的轴的内腔的导管。该导管要求轴的内腔与导向线的滑动良好，导向线的通过性良好。另外，为了不易对血管内壁等造成物理刺激，也要求柔性。作为这样的导管，存在轴具有内层和外层的构造的导管(例如，参照专利文献1和专利文献2)。
专利文献1：日本特开2004-33354号公报
专利文献2：日本特开2007-29736号公报
但是，专利文献1、专利文献2所记载的现有的导管存在下述情况，若为了球囊的扩张等而对导管加压则轴变得扁平，且与插通在轴的内腔的导向线、配置于轴的径向外侧的部件的滑动性降低。可知，在轴的与轴向正交的截面中，若导管使用前的截面形状的真圆度(初始真圆度)较低，则存在轴容易变得扁平，滑动性降低的趋势。
发明内容
因此，本发明的目的在于提供一种滑动性良好且加压后轴不易扁平的导管及其制造方法。
解决上述课题的本发明的导管的主旨在于，是具有远位侧和近位侧的导管，所述导管具有轴，该轴具有外筒部件和轴向的至少一部分配置在外筒部件内的内插部件，外筒部件和内插部件中的至少任一方是具有第一层和与第一层层叠的第二层的多层管，在多层管的与轴向正交的截面中，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比(第二层的截面积/第一层的截面积)为0.7以下，构成第二层的材料的结晶度比构成第一层的材料的结晶度高，构成第二层的材料含有熔点比构成第一层的材料的熔点低的材料，在多层管的与轴向正交的截面中，用以下的(1)式计算的初始真圆度为92％以上。
初始真圆度(％)＝(多层管的短轴外径/多层管的长轴外径)×100 (1)
在本发明的导管中，优选第二层配置于比第一层靠径向内侧的位置。
在本发明的导管中，优选内插部件为多层管。
在本发明的导管中，优选内插部件具有供导向线插通的第一管腔。
在本发明的导管中，优选轴具有向内插部件的外侧与外筒部件的内侧之间供给流体的第二管腔。
在本发明的导管中，优选内插部件在内插部件的与轴向正交的截面中，在以下的加压试验后，用以下(2)式计算的加压试验后真圆度为75％以上。
(加压试验)
(i)在第一管腔内配置芯材。
(ii)将导管放置在1atm(大气压)、37℃水中的环境下。
(iii)向第二管腔内施加最大扩张压(RBP)+1atm(大气压)的压力30秒钟。
(iv)将第二管腔内的压力降压至1atm(大气压)。
(v)反复进行上述(iii)～(iv)合计20次。
加压试验后真圆度(％)＝(初始真圆度计算时内插部件的测定短轴外径和长轴外径的位置的加压试验后的内插部件的短轴外径/上述位置的加压试验后的内插部件的长轴外径)×100(2)
在本发明的导管中，优选向第二管腔供给最大扩张压(RBP)的流体时的内插部件的成为最短外径的位置的外径减小率为10％以内。
在本发明的导管中，优选内插部件的成为最短外径的位置位于第二管腔的内侧。
在本发明的导管中，优选第二管腔设置于轴的远位侧。
在本发明的导管中，优选具有与第二管腔的远位侧连接的球囊。
在本发明的导管中，优选轴具有供给流体的第三管腔，并且导管在轴的远位侧具有与第三管腔连接的球囊。
在本发明的导管中，优选构成第一层的材料的肖氏硬度相对于构成第二层的材料的肖氏硬度的比(构成第一层的材料的肖氏硬度/构成第二层的材料的肖氏硬度)为0.9以上。
在本发明的导管中，优选构成第一层的材料和构成第二层的材料为热塑性树脂。
在本发明的导管中，优选构成第一层的材料为聚酰胺系树脂。
在本发明的导管中，优选构成第二层的材料为聚烯烃系树脂。
在本发明的导管中，优选聚烯烃系树脂为高密度聚乙烯树脂或聚丙烯树脂。
在本发明的导管中，优选第二层具有A层和与该A层层叠的B层，B层将第一层与A层接合。
在本发明的导管中，优选构成B层的材料为直链状低密度聚乙烯树脂。
在本发明的导管中，优选外筒部件和内插部件能够在远近方向上相对地移动。
作为制造本发明的导管的方法，优选该方法具有通过共挤出成形制造具有第一层和与第一层层叠的第二层的多层管的工序。
本发明的导管能够使外筒部件与内插部件或者内插部件与导向线的滑动性提高。另外，能够防止加压后的轴的扁平化。
附图说明
图1表示导管的俯视图。
图2表示图1所示的导管的A-A剖视图。
图3表示沿着导管的轴向的剖视图。
图4是表示图3所示的导管的另一个例子的沿着轴向的剖视图。
图5是表示图3所示的导管的又一个例子的沿着轴向的剖视图。
图6是表示图3所示的导管的再一个例子的沿着轴向的剖视图。
图7是表示图2所示的导管的另一个例子的剖视图。
图8是表示图2所示的导向线导管的又一个例子的剖视图。
具体实施方式
以下，基于下述实施方式对本发明更具体地进行说明，但本发明当然不受下述实施方式的限制，当然也可以在能够符合上述、后述的主旨的范围内适当地加以变更而实施，这些都包括在本发明的权利要求书中。此外，在各附图中，为了便于说明，也存在省略阴影线、部件附图标记等的情况，在上述情况下，参照说明书、其他的附图。另外，附图中的各种部件的尺寸以有助于对本发明特征的理解为前提，因此存在与实际尺寸不同的情况。另外，在本说明书中，以绝对压力来记载施加于导管的压力。
首先，参照图1和图2对导管的整体结构进行说明。图1表示本发明的导管的俯视图，图2表示图1所示的导管的A-A剖视图。图1表示从轴的远位侧到近位侧插通导线(以下，有时简称为“GW”)的所谓的线控型的导管的结构例。
导管1是具有近位侧和远位侧的导管。在本发明中，导管1的近位侧是指相对于导管1的延伸方向，使用者(手术者)的手边侧的方向，远位侧是指近位侧的相反方向(即，处置对象侧的方向)。另外，将导管1的从近位侧向远位侧的方向称为轴向。
导管1具有轴2，该轴2具有外筒部件4、和轴向的至少一部分配置在外筒部件4内的内插部件3。内插部件3可以是与外筒部件4同样的筒状，也可以是实心的柱状。在内插部件3为筒状的情况下，导向线也可以插通于内插部件3的内腔。
外筒部件4和内插部件3中的至少任一方是具有第一层31和与第一层31层叠的第二层32的多层管。即，如图2和图7所示，可以是内插部件3和外筒部件4中的仅一方为多层管，虽然未图示，但也可以是内插部件3和外筒部件4双方为多层管。
构成第二层32的材料的结晶度比构成第一层31的材料的结晶度高。另外，构成第二层32的材料含有熔点比构成第一层31的材料的熔点低的材料。通过这样构成第一层31和第二层32，内插部件3与外筒部件4的接触表面的摩擦系数降低。此外，作为构成第一层31的材料和构成第二层32的材料的结晶度的测定方法，例如可列举密度法、X射线分析法、红外光谱法、拉曼光谱法、差示扫描量热分析(DSC)法等。
对于构成第二层32的材料的结晶度而言，只要比构成第一层31的材料的结晶度高即可，构成第二层32的材料的结晶度与构成第一层31的材料的结晶度的比率没有特别限定，但例如优选为构成第一层31的材料的结晶度的1.3倍以上，更优选为2.0倍以上，进一步优选为3.0倍以上。通过将构成第二层32的材料的结晶度与构成第一层31的材料的结晶度的比率的下限值设定为上述范围，能够提高多层管的制造时的管硬度。构成第二层32的材料的结晶度与构成第一层31的材料的结晶度的比率的上限值优选为10倍以下，更优选为9倍以下，进一步优选为8倍以下。通过将构成第二层32的材料的结晶度与构成第一层31的材料的结晶度的比率的上限值设定为上述范围，能够减小多层管的制造时的冷却应变和热收缩，从而能够进一步防止扁平化。
构成第二层32的材料只要含有熔点(℃)比构成第一层31的材料的熔点(℃)低的材料即可，其中，构成第二层32的材料的熔点(℃)与构成第一层31的材料的熔点(℃)的比(构成第二层32的材料的熔点(℃)/构成第一层31的材料的熔点(℃))优选为0.98以下，更优选为0.95以下，进一步优选为0.85以下，特别优选为0.8以下。通过将构成第二层32的材料的熔点(℃)与构成第一层31的材料的熔点(℃)的比的上限值设定为上述范围，能够抑制多层管的制造时的冷却应变、热收缩，从而能够防止多层管的扁平。构成第二层32的材料的熔点(℃)与构成第一层31的材料的熔点(℃)的比的下限值没有特别限定，例如可以设为0.3以上、0.4以上、或者0.5以上。
另外，构成第二层32的材料的熔点优选为比构成第一层31的材料的熔点低5℃以上，更优选为低10℃以上，进一步优选为低30℃以上，特别优选为低40℃以上。通过将构成第二层32的材料的熔点与构成第一层31的材料的熔点的差的下限值设定为上述范围，能够减轻多层管的制造时的冷却应变、热收缩，多层管不易扁平化。构成第二层32的材料的熔点与构成第一层31的材料的熔点的差的上限值没有特别限定，例如可以设为200℃以下、190℃以下、或者180℃以下。
在内插部件3和外筒部件4扁平的情况下，在内插部件3的外表面与外筒部件4的内表面之间、内插部件3的内表面与GW之间产生摩擦，滑动性降低。通过内插部件3和外筒部件4中的至少任一方为多层管，且如上述那样构成第一层31和第二层32，由此能够不易发生由作为多层管的内插部件3、外筒部件4的制造时的冷却应变引起的扁平化。其结果，减小内插部件3的外表面与外筒部件4的内表面之间、内插部件3的内表面与GW之间的接触面积，来抑制摩擦，由此能够防止滑动性的降低。
另外，在内插部件3和外筒部件4扁平的情况下，对内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的外周施加压力，由此内插部件3、外筒部件4容易向径向被压扁，内插部件3的外表面与外筒部件4的内表面之间、内插部件3的内表面与GW之间的摩擦增大，滑动性降低。通过使内插部件3和外筒部件4中的至少任一方为多层管，来防止多层管的扁平化，由此即使向轴2供给流体，作为多层管的内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的截面形状也不易向径向被压扁，能够防止在内插部件3与外筒部件4之间、内插部件3与GW之间摩擦增大而滑动性降低。
在多层管的与轴向正交的截面中，第二层32的截面积相对于第一层31的截面积的比(第二层32的截面积/第一层31的截面积)为0.7以下。通过这样设定第二层32的截面积相对于第一层31的截面积的比，并且构成第一层31的材料和构成第二层32的材料如上述那样构成，由此能够防止作为多层管的内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的扁平化，减轻内插部件3与外筒部件4之间、内插部件3与GW之间的摩擦而使滑动性提高。
第二层32的截面积相对于第一层31的截面积的比(第二层32的截面积/第一层31的截面积)只要为0.7以下即可，但优选为0.55以下，更优选为0.40以下，进一步优选为0.30以下。通过这样设定第二层32的截面积相对于第一层31的截面积的比的上限值，能够有效地防止作为多层管的内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的扁平化。
在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的用后述的(1)式计算的初始真圆度为92％以上。初始真圆度表示导管1的使用前，即对轴2加压前的多层管的扁平程度。可以说多层管的初始真圆度越高，扁平越小。通过这样构成多层管，由多层管的制造时的冷却应变引起的扁平化的程度变小，即使对轴2供给流体，多层管也不易向径向被压扁，从而能够确保滑动性。
在多层管的与轴向正交的截面中，初始真圆度只要为92％以上即可，但优选为95％以上，更优选为95.5％以上，进一步优选为96％以上，特别优选为97％以上。通过将多层管的初始真圆度设定为上述范围，由多层管的制造时的冷却应变引起的扁平化的程度变小，即使对轴2供给流体，多层管也不易向径向被压扁，从而能够确保多层管的滑动性。
在多层管的与轴向正交的截面中，初始真圆度可以通过以下的(1)式计算。
初始真圆度(％)＝(多层管的短轴外径/多层管的长轴外径)×100(1)
为了使操作性提高，也可以在轴2的近位侧设置衬套20。衬套20具有与作为GW的插通路的第一管腔5连通的处置部22、和与作为压力流体等流体的流路的第二管腔6连通的流体注入部21。处置部22除了供GW插通以外，还能够作为药剂等的注入口、生物体体腔内的流体等的吸引口发挥功能。
也可以在第二管腔6连接有泄漏阀。如果这样构成第二管腔6，则能够将供给到第二管腔6的流体抽出，因此在安全方面是优选的。
也可以在第二管腔6连接有止回阀。通过这样构成第二管腔6，防止供给到第二管腔6的流体回流到手边侧。
优选上述泄漏阀、止回阀设置在导管1的近位侧。也可以在衬套20设置用于操作泄漏阀、止回阀的按钮、杆。
衬套20也可以与用于操作向第二管腔6供给和除去流体的注射器连接。注射器的种类没有特别限定，但为了使操作性提高，优选为细径的注射器。
内插部件3、外筒部件4、衬套20的接合可以使用粘合剂、热熔接等以往公知的接合手段进行。其中，优选通过热熔接进行接合。通过这样接合，粘合剂的成分不会流出，能够形成安全性高的导管1。
本发明也能够应用于在从远位侧到近位侧的中途插通GW的所谓的快速交流型的导管。在该情况下，能够将GW的插通路设置于包括轴的远位侧在内的内插部件的一部分。
轴2优选具有向内插部件3的外侧与外筒部件4的内侧之间供给流体的第二管腔6。通过这样构成轴2，能够通过向第二管腔6供给流体来提高轴2的远位端的刚性，能够使导管1的推进性能提高。另外，在轴2的远位侧具有流体与第二管腔6连通的球囊8的情况下，能够进行球囊8的加压扩张。
轴2只要至少一部分为双重管构造(同轴构造)即可，优选远位侧为同轴构造。即，优选第二管腔6至少设置于轴2的远位侧。在同轴构造中，第二管腔6配置于轴2的整个周向，因此能够在向第二管腔6供给流体时，均衡地对轴2的整个周向加压，能够使内插部件3、外筒部件4不易扁平。另外，GW在病变部的通过性在很大程度上取决于GW的远位侧的刚性，但通过这样将第二管腔6设置于轴2的远位侧，由此GW在病变部的通过性良好。
此外，为了简单地构成轴2，也可以遍及内插部件3的远近方向的整个长度上将外筒部件4设置在内插部件3的外侧。即，内插部件3的整个远近方向上也可以是同轴构造。另外，也可以是轴2的远位侧为同轴构造，近位侧为双轴构造。
也可以在轴2的第二管腔6的范围内，通过使内插部件3的内径或外径、或者外筒部件4的内径或外径变化，来使轴2整体的刚性沿轴向变化。另外，通过使内插部件3或外筒部件4的构成材料的肖氏D硬度沿轴向变化，也能够使轴2整体的刚性变化。此外，肖氏D硬度根据ISO868：2003塑料硬度计硬度试验方法测量。
也可以通过使内插部件3的外径或外筒部件4的内径变化，来使第二管腔6的截面积沿长轴方向变化。例如，内插部件3的外径或外筒部件4的内径可以随着朝向远位侧而变大或变小。由此，能够使向第二管腔6供给流体时的轴2的刚性提高率沿轴向变化，能够提高轴2在病变部的通过性。
优选第二管腔6不设置在轴2的远位端。即，优选第二管腔6的远位端设置在比轴2的远位端靠近位侧的位置。具体而言，优选第二管腔6的远位端设置在比轴2的远位端靠近位侧1mm以上的位置，更优选为3mm以上，进一步优选为5mm以上。由此能够抑制轴2在远位端的刚性过高，从而能够防止远位端与病变部以外的部分接触而损伤。
另一方面，若第二管腔6的远位端过于靠近近位侧，则存在GW在远位侧的推进性能降低的担忧。因此，第二管腔6的远位端优选设置在比轴2的远位端靠近位侧35mm以下的位置，更优选设置在比轴2的远位端靠近位侧30mm以下的位置。
如图6所示，优选轴2具有供给流体的第三管腔7。通过这样构成轴2，能够进一步提高轴2的推进性能。并且，导管1优选在轴2的远位侧具有与第三管腔7连接的球囊8。通过这样构成导管1，推进性能高，并且能够有效地进行血管的狭窄部的扩张。
外筒部件4和内插部件3优选能够在远近方向上相对地移动。外筒部件4和内插部件3能够在远近方向上相对地移动是指内插部件3能够无阻力地插入到外筒部件4的内腔，另外，能够无阻力地滑动。通过这样构成外筒部件4和内插部件3，将直径小于外筒部件4的内插部件3送入体内的所希望的位置，其后，能够沿着内插部件3容易地将外筒部件4送到所希望的位置。
另外，也可以在轴2的远位端部将内插部件3与外筒部件4接合。由此，在轴2的远位端部的刚性适度提高，能够使推进性能提高。例如，在图3中，内插部件3与外筒部件4在包括轴2的远位端在内的远位端部接合。在图4中，在比轴2的远位端靠近位侧的位置将内插部件3与外筒部件4接合。通过这样接合内插部件3和外筒部件4，能够抑制轴2在远位端的刚性过高，能够防止轴2的远位端与病变部以外的部分接触而损伤。
优选在内插部件3与外筒部件4的接合部，使刚性缓慢变化。由此能够提高轴2的耐扭折性。作为使轴2的刚性沿轴向缓慢变化的构造，例如可列举在接合部使外筒部件4的外径随着朝向近位侧而逐渐增大的结构等。
虽然未图示，但只要在不阻碍管腔的流体连通的范围内，也可以在设置有第二管腔6的位置，将内插部件3和外筒部件4的局部接合。通过将内插部件3和外筒部件4的局部接合，能够提高在治疗时沿轴向推压轴2时的内插部件3和外筒部件4的同轴性。
虽然未图示，但轴2也可以在远位端部具有尖端部件。通过设置尖端部件，能够抑制轴2的远位端与病变部以外的部分接触而损伤。尖端部件可以与内插部件3、外筒部件4中的任一个接合，但更优选在轴向上与外筒部件4接合，以使轴2的柔性缓慢变化。
尖端部件优选肖氏D硬度比内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的肖氏D硬度低。通过这样构成尖端部件，能够抑制轴2的远位端部与病变部以外的部分接触而损伤。
优选X射线不透射标记物配置在轴2的远位侧。其中，X射线不透射标记物优选设置在内插部件3的远位侧，更优选设置在距第二管腔6的远位端0mm以上且30mm以下的近位侧的位置，进一步优选设置在距第二管腔6的远位端0mm以上且5mm以下的近位侧的位置。由此，能够确认轴2的插入位置。作为X射线不透射标记物，可以使用以往公知的标记物。作为X射线不透射物质，例如可以使用铅、钡、碘、钨、金、铂、铱、不锈钢、钛、钴铬合金等。
另外，在导管1在远位侧具有球囊8的情况下，优选在球囊8的附近设置一个或多个X射线不透射标记物。由此，能够确认球囊8的位置。
外筒部件4可以是单层，也可以将多个单层层叠。即，外筒部件4也可以是具有第一层31和第二层32的多层管。为了制造具有第一层31和第二层32的外筒部件4，例如可列举，通过同时挤出构成第一层31的材料和构成第二层32的材料的共挤出成形来制作的方法、制作成为第二层32的筒形部件并在第二层32的一侧通过涂层等形成第一层31来制作的方法等。其中，优选通过共挤出成形来制造具有第一层31和第二层32的外筒部件4。通过这样制造，能够形成第一层31和第二层32各自的壁厚均匀的外筒部件4。
在外筒部件4为具有第一层31和第二层32的多层管的情况下，优选第二层32配置在外筒部件4的最内层。通过这样构成外筒部件4，能够提高外筒部件4与内插部件3的滑动性。
外筒部件4例如可以使用通过挤出成形而挤出的树脂管。作为构成外筒部件4的树脂，可列举聚酰胺系树脂、聚酯系树脂、聚氨酯系树脂、聚烯烃系树脂、氟系树脂、氯乙烯系树脂、硅酮系树脂、天然橡胶等。可以仅使用这些中的一种，也可以并用两种以上。其中，优选使用聚酰胺系树脂、聚酯系树脂、聚氨酯系树脂、聚烯烃系树脂、氟系树脂。
也可以通过调整外筒部件4的壁厚来提高外筒部件4的刚性。本发明所涉及的外筒部件4的壁厚优选为0.02mm以上，更优选为0.06mm以上。另外，为了防止外筒部件4的外径的增加过大，外筒部件4的壁厚优选为1.00mm以下，更优选为0.50mm以下，进一步优选为0.30mm以下。
内插部件3可以是与外筒部件4同样的筒状，也可以是实心的柱状。如果内插部件3为筒状，则可以在内插部件3的径向内侧具有第一管腔5，第一管腔5能够供GW、流体通过。如果内插部件3为柱状，则可以对内插部件3赋予GW的功能。作为柱状的内插部件3的截面形状，例如可列举圆形、椭圆形、多边形等，其中，为了使内插部件3与外筒部件4的滑动性提高，优选为圆形。
内插部件3可以是单层，也可以将多个单层层叠。其中，内插部件3优选为具有第一层31和第二层32的多层管。通过这样构成内插部件3，由此减小内插部件3的外表面与外筒部件4的内表面之间、内插部件3的内表面与GW之间的接触面积，来抑制摩擦，因此能够防止滑动性的降低。另外，即使向轴2供给流体而对内插部件3施加压力，内插部件3也不易扁平，能够确保滑动性。为了制造具有第一层31和第二层32的内插部件3，只要使用上述的作为具有第一层31和第二层32的外筒部件4的制造方法而列举的方法即可。另外，更优选内插部件3和外筒部件4双方都为多层管。通过这样构成内插部件3和外筒部件4，内插部件3和外筒部件4双方不易扁平，能够进一步提高内插部件3与外筒部件4的滑动性。
在内插部件3为具有第一层31和第二层32的多层管的情况下，优选第二层32配置在内插部件3的最内层。通过这样构成内插部件3，能够提高GW与内插部件3的滑动性。另外，也优选第二层32配置在内插部件3的最外层。如果这样构成内插部件3，则能够使外筒部件4与内插部件3的滑动性提高。
内插部件3优选具有供导向线插通的第一管腔5。通过这样构成内插部件3，能够使GW通过内插部件3的内腔，能够使导管1容易到达病变部等目标部位。
内插部件3例如可以使用通过挤出成形而挤出的树脂管、树脂制的柱状部件。作为构成内插部件3的树脂，可以使用作为构成外筒部件4的树脂而列举的树脂。
在内插部件3为筒状的情况下，也可以通过调整内插部件3的壁厚来提高内插部件3的刚性。以往，一般若对作为球囊导管的轴而使用的树脂制的管的外表面施加球囊扩张所需的压力(例如14atm～30atm)，则管向径向被压扁。其结果，外径为0.356mm～0.39mm程度的一般的GW与管的内表面接触，因此存在GW不易相对于管在远近方向上滑动的情况。因此，本发明所涉及的内插部件3的壁厚优选为0.03mm以上，更优选为0.05mm以上。另外，为了防止内插部件3的外径过大，内插部件3的壁厚优选为0.20mm以下，更优选为0.16mm以下，进一步优选为0.12mm以下。
在内插部件3为筒状的情况下，从防止第一管腔5向径向被压扁的观点出发，外筒部件4的材料的肖氏D硬度相对于内插部件3的材料的肖氏D硬度的比率优选为0.9以上，更优选为1.0以上，进一步优选为1.2以上。
优选内插部件3具有高刚性，以使得在规定的扩张压以上时，即使提高扩张压，外径也不易变化。由此，即使向第二管腔6供给流体，供内插部件3、GW插通的第一管腔5也不易向径向被压扁，因此能够抑制滑动性的降低。
此外，在内插部件3的与轴向正交的截面中，优选内插部件3的径向的内外径的均匀性较高。即，在内插部件3的与轴向正交的截面中，优选内插部件3的径向上的第一层31的壁厚的差异小，第二层32的壁厚的差异小。
具体而言，在内插部件3的与轴向正交的截面中，内插部件3的径向上的第一层31的最大壁厚优选为第一层31的最小壁厚的1.20倍以下，更优选为1.10倍以下，进一步优选为1.05倍以下。通过这样设定内插部件3的径向上的第一层31的壁厚，能够提高第一层31的内外径的均匀性。
另外，在内插部件3的与轴向正交的截面中，内插部件3的径向上的第二层32的最大壁厚优选为第二层32的最小壁厚的1.20倍以下，更优选为1.10倍以下，进一步优选为1.05倍以下。通过这样设定内插部件3的径向上的第二层32的壁厚，能够提高第二层32的内外径的均匀性。通过提高第一层31和第二层32中的至少任一方的内外径的均匀性，能够提高内插部件3的径向的内外径的均匀性。
在内插部件3的与轴向正交的截面中，内插部件3的径向上的第二层32的壁厚相对于第一层31的壁厚的比(第二层32的壁厚/第一层31的壁厚)优选为0.20以上，更优选为0.22以上，进一步优选为0.25以上。通过这样设定第二层32的壁厚相对于第一层31的壁厚的比的下限值，由此能够不中断地稳定地形成第二层32。另外，在内插部件3的与轴向正交的截面中，内插部件3的径向上的第二层32的壁厚相对于第一层31的壁厚的比(第二层32的壁厚/第一层31的壁厚)优选为0.60以下，更优选为0.50以下，进一步优选为0.40以下，特别优选为0.35以下。通过这样设定第二层32的壁厚相对于第一层31的壁厚的比的上限值，能够使由内插部件3的制造时的冷却应变引起的内插部件3的扁平化不易发生，并且能够提高内插部件3的径向的内外径的均匀性。
内插部件3优选在内插部件3的与轴向正交的截面中，在加压试验后，用后述的(2)式计算的加压试验后真圆度为75％以上。加压试验后真圆度是对导管1的使用后的内插部件3的扁平化程度实施了对第二管腔6反复加压并模拟使用后的状态的加压试验后而得到的真圆度。
加压试验通过以下步骤来实施。
(i)在第一管腔5内配置芯材。
(ii)将导管1放置在1atm(大气压)、37℃水中的环境下。
(iii)向第二管腔6内施加最大扩张压(RBP)+1atm(大气压)的压力30秒钟。
(iv)将第二管腔6内的压力降压至1atm(大气压)。
(v)反复进行上述(iii)～(iv)合计20次。
在步骤(i)中，作为芯材，可以使用GW，也可以使用模仿GW的不锈钢、镍合金、钛合金等芯材。其中，为了便于操作，优选使用不锈钢制芯材。
在步骤(ii)中，为了在接近导管1的实际使用状况的状态下实施加压试验，使加压介质为37℃的水。加压介质也可以使用其他种类的流体，例如可列举生理盐水等液体、空气或氮气等气体等。关于加压介质的温度，在严酷的状况下实施试验的情况下，也可以选择比37℃高的温度或低的温度。
在步骤(iii)中，向第二管腔6内施加导管1的最大扩张压(Rated BurstPressure：RBP)加上作为大气压的1atm的压力30秒钟。由此，施加将内插部件3向径向压扁的载荷。此外，最大扩张压(RBP)是指球囊导管的可统计保证的扩张极限压力。此外，1atm为1013hPa。
在步骤(iv)中，将第二管腔6内的压力降压至原来的1atm(大气压)。在步骤(v)中，反复进行向第二管腔6内施加最大扩张压(RBP)+1atm(大气压)的压力30秒钟的步骤(iii)，和将第二管腔6内的压力降压至1atm(大气压)的步骤(iv)合计20次。由此，能够确认向第二管腔6反复供给流体的情况下的内插部件3的扁平化的程度。
内插部件3的加压试验后真圆度可以通过以下的(2)式来计算。
加压试验后真圆度(％)＝(初始真圆度计算时内插部件3的成为短轴外径的位置处的加压试验后的外径/初始真圆度计算时内插部件3的成为长轴外径的位置处的加压试验后的外径)×100(2)
即，在加压试验后，对初始真圆度的计算时内插部件3的测定短轴外径和长轴外径的位置处的短轴外径和长轴外径进行测定，通过代入上述(2)式，能够求出加压试验后真圆度。可以说内插部件3的加压试验后真圆度越高，轴2的加压后的扁平越小。
在内插部件3的与轴向正交的截面中，加压试验后真圆度只要为75％以上即可，但优选为80％以上，更优选为85％以上，进一步优选为90％以上。通过将内插部件3的加压试验后真圆度设定为上述范围，由此在向第二管腔6反复供给流体后，内插部件3向径向的变形较小，因此能够确保内插部件3的滑动性。
向第二管腔6供给最大扩张压(RBP)的流体时的内插部件3的成为最短外径的位置处的外径减小率优选为10％以内，更优选为8％以内，进一步优选为6％以内。通过将内插部件3的成为最短外径的位置处的外径减小率设定为上述范围，即使向第二管腔6供给流体，供GW插通的第一管腔5也不易向径向被压扁，因此能够抑制GW的滑动性的降低。
内插部件3的成为最短外径的位置优选位于第二管腔6的内侧。由此，即使向第二管腔6供给流体，供GW插通的第一管腔5也不易向径向被压扁，因此能够抑制GW的滑动性的降低。
内插部件3的成为最短外径的位置优选位于轴2的远位侧，更优选位于距轴2的远位端0cm以上且100cm以下的近位侧的位置，进一步优选位于距轴2的远位端0cm以上且60cm以下的近位侧的位置。由此，提高了轴2的远位侧的刚性，因此GW在病变部的通过性提高。
作为构成第一层31的材料的具体例，可列举：尼龙12、尼龙12弹性体、尼龙6、芳香族聚酰胺等聚酰胺系树脂、聚酰亚胺系树脂、热塑性聚氨酯等聚氨酯系树脂、聚醚醚酮树脂、聚偏氟乙烯、聚氟乙烯等氟系树脂等结晶性热塑性树脂、聚苯乙烯树脂、聚氯乙烯、丙烯酸树脂等非晶性热塑性树脂、硅酮系树脂等热固性树脂、天然橡胶等。可以仅使用这些中的一种，也可以并用两种以上。其中，为了便于操作，优选为热塑性树脂。另外，更优选为聚酰胺系树脂，进一步优选为尼龙12或尼龙12弹性体。由于构成第一层31的材料如上所述构成，所以熔点高，结晶度低，因此冷却应变不易产生，从而能够防止滑动性降低。
作为构成第二层32的材料的具体例，可列举：聚乙烯、聚丙烯等非极性的聚烯烃系树脂、尼龙12、尼龙12弹性体、尼龙6、芳香族聚酰胺等聚酰胺系树脂、聚醚醚酮树脂、聚对苯二甲酸乙二醇酯等聚酯系树脂、聚四氟乙烯等氟树脂等热塑性树脂、硅酮系树脂、天然橡胶等。可以仅使用这些树脂中的一种，也可以并用两种以上。其中，为了便于操作，优选为热塑性树脂。另外，更优选为非极性的聚烯烃系树脂，进一步优选为高密度聚乙烯、中密度聚乙烯、低密度聚乙烯等聚乙烯系树脂，特别优选为高密度聚乙烯、低密度聚乙烯。由于构成第二层32的材料如上所述构成，所以表面的滑动性良好，因此能够进一步提高滑动性。此外，高密度聚乙烯、低密度聚乙烯之类的聚乙烯的分类基于JIS K6922-1，将密度为910kg/m3以上且小于930kg/m3的聚乙烯规定为低密度聚乙烯，将密度为930kg/m3以上且小于942kg/m3的聚乙烯规定为中密度聚乙烯，将密度为942kg/m3以上的聚乙烯规定为高密度聚乙烯。
构成第一层31的材料和构成第二层32的材料优选为热塑性树脂。构成第一层31和第二层32的材料如上所述构成，因此第一层31与第二层32容易层叠，另外，第一层31与第二层32的接合成为牢固的接合。
第二层32优选配置于比第一层31靠径向内侧的位置。通过这样构成第二层32，能够防止多层管扁平化，提高与配置在多层管的径向内侧的GW、内插部件3的滑动性。另外，第二层32优选配置于比第一层31靠径向外侧的位置。通过这样构成第二层32，在从多层管的径向外侧向多层管施加压力时，多层管不易被压扁。
构成第一层31的材料的肖氏D硬度相对于构成第二层32的材料的肖氏D硬度的比(构成第一层31的材料的肖氏D硬度/构成第二层32的材料的肖氏D硬度)优选为0.9以上，更优选为1.0以上，进一步优选为1.1以上。通过这样设定构成第一层31的材料的肖氏D硬度与构成第二层32的材料的肖氏D硬度的比率的下限值，能够防止在对多层管施加压力时多层管被压扁而滑动性降低。另外，构成第一层31的材料的肖氏D硬度与构成第二层32的材料的肖氏D硬度的比率的上限值虽然没有特别限定，但例如构成第一层31的材料的肖氏D硬度相对于构成第二层32的材料的肖氏D硬度的比优选为3.0以下，更优选为2.5以下，进一步优选为2.0以下。通过这样设定构成第一层31的材料的肖氏D硬度与构成第二层32的材料的肖氏D硬度的比率的上限值，由此对多层管赋予适度的柔性，从而能够形成容易通过血管的狭窄部的导管1。
第二层32也可以具有A层33和与该A层33层叠的B层34。例如，如图2所示，可以为，内插部件3具有第一层31和第二层32，第二层32具有A层33和B层34，如图7所示，也可以为，外筒部件4具有第一层31和第二层32，第二层32具有A层33和B层34。即，内插部件3和外筒部件4中的至少任一方从径向外侧起具有第一层31、B层34、A层33这三层，或者，A层33、B层34、第一层31这三层，B层34也可以是将第一层31与A层33接合的结构。由此，即使构成内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的径向的一侧的层亦即第一层31的材料、和构成内插部件3的径向的另一侧的层亦即A层33的材料是不易接合的材料，通过设置B层34，也能够将第一层31与A层33接合。详细而言，使用能够与构成第一层31的材料和构成A层33的材料这双方接合的材料来形成B层34，通过将B层34配置在第一层31与A层33之间，从而能够将第一层31与A层33结合。
为了使第二层32成为具有A层33和B层34的结构，例如，可列举：通过对构成第一层31、A层33以及B层34的各个材料同时进行挤出的共挤出成形来制作的方法、制作成为A层33的筒形部件并利用涂层等分别在A层33的外侧形成B层34、在B层34的外侧形成第一层31来制作的方法等。其中，优选通过共挤出成形来制造具备第一层31、和具有A层33及B层34的第二层32的多层管。通过这样进行制造，能够使第一层31、A层33以及B层34的各个壁厚均匀。
优选构成A层33的材料的肖氏D硬度比构成B层34的材料的肖氏D硬度大。由于A层33是构成多层管的径向的一侧的层，由此，能够使多层管的一侧部分成为高强度，能够在流体供给到第二管腔6的情况下防止多层管向径向被压扁。优选构成A层33的材料的肖氏D硬度为构成B层34的材料的肖氏D硬度的1.2倍以上，更优选为1.3倍以上，进一步优选为1.4倍以上。通过将构成A层33的材料的肖氏D硬度设定为上述范围，能够提高多层管的一侧部分的强度，能够防止在向第二管腔6供给流体时多层管被压扁。
优选构成A层33的材料的肖氏D硬度为构成第一层31的材料的肖氏D硬度的1.0倍以上，更优选为1.1倍以上，进一步优选为1.2倍以上。通过将构成A层33的材料的肖氏D硬度设定为上述范围，能够提高多层管的一侧部分的强度，能够防止在向第二管腔6供给流体时多层管向径向被压扁。
作为构成A层33的材料的具体例，可列举聚乙烯、聚丙烯等聚烯烃系树脂、聚对苯二甲酸乙二醇酯等聚酯系树脂、聚四氟乙烯等氟系树脂等。其中，为了使表面的滑动性优良，优选聚乙烯系树脂。另外，更优选为非粘合性的聚乙烯树脂，进一步优选为非粘合性的高密度聚乙烯树脂。由此，能够使多层管的滑动性提高，并且，通过增加A层33的强度，能够防止多层管向径向被压扁。
作为构成B层34的材料的具体例，可列举低密度聚乙烯、直链状低密度聚乙烯等聚乙烯系树脂等。其中，优选为粘合性的聚乙烯树脂，进一步优选为粘合性的直链状低密度聚乙烯树脂。由此，能够通过B层34牢固地将A层33与第一层接合。
为了提高第二层32的内外径的均匀性，优选在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的径向上的A层33的壁厚的差异较小，B层34的壁厚的差异较小。具体而言，在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的径向上的A层33的最大壁厚优选为A层33的最小壁厚的1.20倍以下，更优选为1.10倍以下，进一步优选为1.05倍以下。通过这样设定多层管的径向上的A层33的壁厚，能够提高A层33的内外径的均匀性。
另外，在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的径向上的B层34的最大壁厚优选为B层34的最小壁厚的1.20倍以下，更优选为1.10倍以下，进一步优选为1.05倍以下。通过这样设定多层管的径向上的B层34的壁厚，能够提高B层34的内外径的均匀性。通过提高A层33和B层34中的至少任一方的内外径的均匀性，由此第二层的内外径的均匀性也提高，其结果，多层管的径向的内外径的均匀性也能够提高。
在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的径向上的B层34的壁厚相对于A层33的壁厚的比(B层34的壁厚/A层33的壁厚)优选为0.1以上，更优选为0.3以上，进一步优选为0.5以上。通过这样设定B层34的壁厚相对于A层33的壁厚的比的下限值，由此B层34能够充分地将A层33与第一层接合。另外，在多层管的与轴向正交的截面中，多层管的径向上的B层34的壁厚相对于A层33的壁厚的比(B层34的壁厚/A层33的壁厚)优选为1.2以下，更优选为1.1以下，进一步优选为1.0以下。通过这样设定B层34的壁厚相对于A层33的壁厚的比的上限值，由此使A层33的强度足够。
如图5所示，导管1优选具有与第二管腔6的远位侧连接的球囊8。由于导管1具有球囊8，因此能够有效地扩张血管的狭窄部。另外，通过使球囊8在比狭窄部靠近前(近位侧)的正常血管内、并用导向导管内扩张，能够防止操作GW时导管1的位置向长轴方向偏移，进一步提高GW的支撑力。
作为构成球囊8的材料，虽然未特别限定，但例如可以使用作为构成第一层31的材料而举出的材料。
球囊8能够以与公知的球囊导管的球囊同样的尺寸、形状等制作，其制造方法可以采用公知的球囊的制造方法。另外，也可以在球囊8设置加强材料、粘合部件、切割部件、药剂层、亲水性涂层。
为了提高内插部件3、外筒部件4的刚性，内插部件3和外筒部件4中的至少任一方优选具有加强部件。图8是表示加强部件设置在内插部件3的例子的剖视图。例如，如图8所示，加强部件10优选为设置在内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的内部的线材。在加强部件10为线材的情况下，优选线材的至少一部分埋没在内插部件3和外筒部件4中的至少任一方的壁中。通过这样设置加强部件10，能够充分地提高内插部件3、外筒部件4的刚性。
用作加强部件10的线材例如可以是不锈钢、钛、钴铬合金等单线或绞线的金属线材。另外，线材也可以是聚芳酯纤维、芳纶纤维、超高分子量聚乙烯纤维、PBO纤维、碳纤维等纤维材料。纤维材料可以是单丝，也可以是复丝。从内插部件3的高强度化的观点出发，线材优选为与内插部件3相比高弹性的材料。基于同样的理由，加强部件10优选具有比内插部件3高的肖氏硬度。
加强部件10可以是沿着内插部件3和外筒部件4的内部的轴向或以螺旋状配置的单个、多个线材，或者它们的组合。为了进一步提高加强部件10的刚性，加强部件10优选为不编入而保持原样地重叠的多个线材，或者被编织的多个线材，其中优选被编织的多个线材。
为了能够在X射线透视下确认内插部件3、外筒部件4的位置，在加强部件10中可以含有X射线不透射物质。作为X射线不透射物质，可以使用上述物质。由此，能够使加强部件10作为X射线不透射标记物发挥功能。
制造本发明所涉及的导管的方法的特征在于，具有通过共挤出成形来制造具有第一层31和与第一层31层叠的第二层32的多层管的工序。
具体而言，优选通过对构成第一层31的材料和构成第二层32的材料同时进行挤出成形来制作多层管。通过这样制造多层管，能够使第一层31和第二层32双方的壁厚均匀，进而能够容易地进行第一层31与第二层32的牢固的接合。
本申请根据在2017年12月27日申请的日本专利申请第2017-251953号要求优先权的利益。本申请引用在2017年12月27日申请的日本专利申请第2017-251953号的说明书的全部内容以进行参考。
实施例
以下，列举实施例对本发明更具体地进行说明，但本发明当然不受下述实施例限制，当然也可以在能够符合上述、后述的主旨的范围内适当地变更而实施，这些都包括在本发明的权利要求书中。
(真圆度的测定1)
以下，分别制作内插部件和外筒部件，并针对如图3所示那样的第二管腔6设置在轴2的远位侧，第二管腔6的远位端设置在比轴2的远位端靠近位侧的位置的结构的导管1，测定初始真圆度和加压试验后真圆度的结果进行说明。首先，通过共挤出来制作具有第一层和包括A层及B层的第二层的、从径向外侧起为第一层、B层、A层这三层构造的圆筒形状的内插部件，在80℃下进行1小时的退火处理。第一层使用尼龙12(Nylon12，Rilsamid(注册商标)AESNO MED；Arkema公司，熔点为169℃，结晶度为20％，肖氏D硬度为74)，B层使用直链状低密度聚乙烯(LLDPE，Plexar(注册商标)PX3080；Equistar Chemical公司，熔点为127℃，结晶度为40％)，A层使用高密度聚乙烯(HDPE，NOVATEC(注册商标)HB530；日本聚乙烯公司，熔点为136℃，结晶度为75％，肖氏D硬度为71)。获得的内插部件的外径为0.65mm，内径为0.45mm。根据第一层以及第二层的外径和厚度，求出第一层和第二层的各自的截面积，计算第二层的截面积相对于第一层的截面积的比。另外，测定内插部件的短轴外径和长轴外径，计算初始真圆度。
外筒部件使用尼龙12(Nylon12，Rilsamid(注册商标)AESNO MED；Arkema公司，熔点为169℃，结晶度为20％，肖氏D硬度为74)，通过挤出成形而制成。获得的外筒部件的外径为1.50mm，内径为1.00mm。
在内插部件的径向外侧配置外筒部件，按照以下步骤实施加压试验。
(i)在第一管腔5内配置芯材。
(ii)将导管1放置在1atm(大气压)、37℃水中的环境下。
(iii)向第二管腔6内施加最大扩张压(RBP)+1atm(大气压)的压力30秒钟。
(iv)将第二管腔6内的压力降压至1atm(大气压)。
(v)重复上述(iii)～(iv)合计20次。
最大扩张压(RBP)为30atm。因此，在本试验的步骤(iii)中，以绝对压力实施31atm的加压。芯材使用模仿GW的φ0.36mm的不锈钢制芯材。对于加压试验后的内插部件，测定作为初始真圆度计算时内插部件的成为长轴外径的位置的部分处的内插部件的长轴外径、和作为初始真圆度计算时内插部件的成为短轴外径的位置的部分处的内插部件的短轴外径，计算加压试验后真圆度。
内插部件的结构、初始真圆度以及加压试验后真圆度如表1所示。
[表1]
Figure BDA0002554734640000211
(实施例1)
在实施例1中，使用第一层的厚度为80μm，B层的厚度为10μm，A层的厚度为10μm的内插部件。实施例1的导管相较于比较例1的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比更小，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度双方都较高。
(实施例2)
在实施例2中，使用第一层的厚度为70μm、A层的厚度为20μm的内插部件。实施例2的导管相较于比较例1的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比也更小，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高。
(比较例1)
在比较例1中，使用第一层的厚度为50μm、A层的厚度为40μm、与实施例1和实施例2相比第一层的厚度较薄而A层的厚度较厚的内插部件。比较例1的导管相较于实施例1和实施例2的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比更大，内插部件的初始真圆度比实施例1和实施例2小，加压试验后真圆度大幅度降低。由此，在比较例1的导管中，若向第二管腔反复供给流体，则内插部件向径向被大幅度压扁而内插部件扁平化。因此，在内插部件的内表面与GW之间、内插部件的外表面与外筒部件之间产生较大摩擦。
(比较例2)
在比较例2中，使用由尼龙12(Nylon12，Rilsamid(注册商标)AESNO MED；Arkema公司，熔点为169℃，结晶度为20％，肖氏D硬度为74)构成的一层构造的内插部件。在比较例2的导管中，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高于比较例1的导管的初始真圆度和加压试验后真圆度。因此，即使向第二管腔反复供给流体，内插部件也不易向径向被压扁，但尼龙12的表面滑动性差，因此滑动性降低。
由此，在实施例1和实施例2中，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比为0.7以下，构成第二层的材料与构成第一层的材料相比，结晶度高并且熔点低，作为多层管的内插部件的初始真圆度为92％以上，因此即使向第二管腔供给流体，内插部件也不易向径向被压扁。因此，不易产生作为多层管的内插部件的内表面与GW的摩擦、内插部件的外表面与外筒部件的摩擦，能够确保滑动性。另外，可知在实施例1和实施例2中，加压试验后真圆度为75％以上，因此即使向第二管腔反复供给流体，内插部件也不易向径向被压扁。
(真圆度的测定2)
以下，对于分别制作内插部件和具有球囊的外筒部件，对如图5所示那样的具有与第二管腔的远位侧连接的球囊的结构的导管，测定初始真圆度和加压试验后真圆度的结果进行说明。首先，通过共挤出来制作具有第一层和包括A层及B层的第二层的、从径向外侧起为第一层、B层、A层这三层构造的圆筒形状的内插部件，在80℃下进行1小时的退火处理。第一层使用尼龙12弹性体(详细内容如后述)，B层使用直链状低密度聚乙烯(LLDPE，Plexar(注册商标)PX3080；Equistar Chemical公司，熔点为127℃，结晶度为40％)，A层使用高密度聚乙烯(HDPE，NOVATEC(注册商标)HB530；日本聚乙烯公司，熔点为136℃，结晶度为75％，肖氏D硬度为71)，或聚丙烯(PP，E111G；Prime Polymer公司，熔点为160℃，结晶度为60％，肖氏D硬度为67)。获得的内插部件的外径为0.55mm，内径为0.45mm。根据第一层和第二层的外径和厚度，求出第一层和第二层各自的截面积，计算第二层的截面积相对于第一层的截面积的比。另外，测定内插部件的与轴向正交的截面中的长轴外径和短轴外径，计算初始真圆度。
外筒部件使用尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7233SA 01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为17％，肖氏D硬度为69)，通过挤出成形而制成。获得的外筒部件的外径为0.85mm，内径为0.70mm。该外筒部件的末端与球囊接合。球囊使用与外筒部件相同的尼龙12弹性体通过吹塑成形而制成。获得的球囊的外径为2.0mm，球囊长度为15mm，直管部膜厚为15μm。
除了在内插部件的径向外侧配置具有球囊的外筒部件，使最大扩张压(RBP)为14atm以外，与上述步骤同样地实施加压试验。芯材使用模仿GW的φ0.36mm的不锈钢制芯材。对于加压试验后的内插部件，测定在初始真圆度计算时测定内插部件的长轴外径和短轴外径的位置处的长轴外径和短轴外径，计算加压试验后真圆度。
内插部件的结构、初始真圆度以及加压试验后真圆度如表2所示。
[表2]
Figure BDA0002554734640000241
(实施例3)
在实施例3中，第一层使用尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7433SA 01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为18％，肖氏D硬度为73)，使用第一层的厚度为37μm，B层的厚度为7μm，A层的厚度为6μm的内插部件。实施例3的导管相较于比较例5的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比更小，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度双方都较高。
(实施例4)
在实施例4中，构成第一层的材料使用与实施例3不同的尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7233SA 01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为17％，肖氏D硬度为69)、使用第一层的厚度为37μm的内插部件。实施例4的导管相较于比较例5的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比也更小，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高。
(实施例5)
在实施例5中，第一层的厚度为34μm，A层的厚度为9μm，使用A层的厚度比实施例4的A层的厚度更厚的内插部件。实施例5的导管与实施例3以及实施例4同样地相较于比较例5的导管，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比也更小，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高。
(实施例6)
在实施例6中，第一层的厚度为31μm，A层的厚度为12μm，使用A层的厚度比实施例5的A层的厚度更厚的内插部件。实施例6的导管与实施例3～实施例5同样地，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比为0.7以下，内插部件的初始真圆度为92％以上，加压试验后真圆度为75％以上。
(实施例7)
在实施例7中，构成A层的材料使用与实施例6不同的聚丙烯(PP，E111G；PrimePolymer公司，熔点为160℃，结晶度为60％，肖氏D硬度为67)，使用第一层的厚度为31μm、A层的厚度为12μm的内插部件。对于实施例7的导管而言，A层的材料与实施例3～实施例6的导管的A层的材料不同，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比小于比较例6的导管的第二层的截面积相对于第一层的截面积的比，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度也高于比较例6的导管的内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度。
(比较例3)
在比较例3中，使用由尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7433SA01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为18％，肖氏D硬度为73)构成的厚度为50μm的一层构造的内插部件。在比较例3的导管中，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高，即使向第二管腔反复供给流体，内插部件也不易向径向被压扁，但尼龙12的表面滑动性差，因此滑动性降低。
(比较例4)
在比较例4中，使用由尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7233SA01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为17％，肖氏D硬度为69)构成的厚度为50μm的一层构造的内插部件。比较例4的导管与比较例3的导管同样地，内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度都高，内插部件不易向径向被压扁，但尼龙12的表面滑动性差，因此滑动性降低。
(比较例5)
在比较例5中，第一层使用尼龙12弹性体(Nylon12弹性体，PEBAX(注册商标)7233SA01MED；Arkema公司，熔点为174℃，结晶度为17％，肖氏D硬度为69)，第一层的厚度为28μm、A层的厚度为15μm，使用与实施例6相比第一层的厚度更薄、A层的厚度更厚的内插部件。对于比较例5的导管而言，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比较大，内插部件的初始真圆度比实施例6的内插部件的初始真圆度小，加压试验后真圆度大幅降低。由此，在比较例5的导管中，若向第二管腔反复供给流体，则内插部件向径向被大幅度压扁而使内插部件扁平化。因此，在内插部件的内表面与GW之间、内插部件的外表面与外筒部件之间产生较大的摩擦。
(比较例6)
在比较例6中，第一层的厚度为28μm，A层的厚度为15μm，使用A层的厚度比实施例7的A层的厚度更厚的内插部件。对于比较例6的导管而言，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比较大，与实施例7相比内插部件的初始真圆度和加压试验后真圆度降低。因此，在比较例6的导管中，若向第二管腔反复供给流体，则内插部件向径向被大幅度压扁而扁平化，内插部件的滑动性降低。
由此，即使外筒部件具有球囊，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比也为0.7以下，构成第二层的材料与构成第一层的材料相比，结晶度高且熔点低，如果是作为多层管的内插部件的初始真圆度为92％以上的结构，则即使向第二管腔供给流体，内插部件也不易向径向被压扁，能够确保滑动性。
根据实施例3和实施例4，认为通过将肖氏硬度高的材料用于第一层，能够提高加压试验后真圆度。根据实施例4～实施例6，若第二层的截面积相对于第一层的截面积的比较小，则存在初始真圆度和加压试验后真圆度变高的趋势。根据实施例6和实施例7，构成A层的材料不仅可以使用HDPE，还可以使用PP等聚烯烃系树脂。
(外筒部件与内插部件的滑动性试验)
以下对在将实施例4～实施例6以及比较例5中作为内插部件制作的多层管作为外筒部件的情况下，确认外筒部件的滑动性的结果进行说明。在外筒部件的内腔中插入相当于内插部件的SUS304制正圆芯材，确认能够无阻力地插入、能够无阻力地滑动的芯材的外径。通过触感来判断外筒部件与芯材之间是否存在阻力。
外筒部件的滑动性的试验结果如表3所示。试验结果A表示芯材能够无阻力地插入到外筒部件并且能够无阻力地滑动。试验结果B表示存在阻力但能够向外筒部件插入芯材，并且在滑动时也存在阻力。试验结果C表示阻力较大，不能向外筒部件插入芯材。
[表3]
芯材外径 实施例4 实施例5 实施例6 比较例5
0.45mm B B B C
0.44mm A B B B
0.43mm A A A B
0.42mm A A A A
对于外筒部件的外径与内径(0.45mm)相等的0.45mm的芯材，在实施例4～实施例6的外筒部件中存在阻力但能够插入其中，与此相对，在比较例5的外筒部件中阻力较大，不能够插入其中。另外，外径为0.44mm的芯材能够无阻力地插入到实施例4的外筒部件，并且能够滑动。并且，外径为0.43mm的芯材能够无阻力地插入到实施例4～实施例6的外筒部件并且能够滑动，但在比较例5的外筒部件中存在阻力。
由此，第二层的截面积相对于第一层的截面积的比较小的导管的初始真圆度较高，能够无阻力地插入到外径更大的部件并且能够在其中移动。即，存在随着第二层的截面积相对于第一层的截面积的比变小，而滑动性提高的趋势。
附图标记说明
1…导管；2…轴；3…内插部件；4…外筒部件；5…第一管腔；6…第二管腔；7…第三管腔；8…球囊；10…加强部件；20…衬套；21…流体注入部；22…处置部；31…第一层；32…第二层；33…A层；34…B层。

Claims (20)

1.一种导管，是具有远位侧和近位侧的导管，其特征在于，
所述导管具有轴，该轴具有外筒部件、和轴向的至少一部分被配置在所述外筒部件内的内插部件，
所述外筒部件和所述内插部件中的至少任一方为具有第一层和与所述第一层层叠的第二层的多层管，
在所述多层管的与轴向正交的截面中，所述第二层的截面积相对于所述第一层的截面积的比(所述第二层的截面积/所述第一层的截面积)为0.7以下，
构成所述第二层的材料的结晶度比构成所述第一层的材料的结晶度高，
构成所述第二层的材料含有熔点比构成所述第一层的材料的熔点低的材料，
在所述多层管的与轴向正交的截面中，用以下的(1)式计算的初始真圆度为92％以上，
初始真圆度(％)＝(所述多层管的短轴外径/所述多层管的长轴外径)×100(1)。
2.根据权利要求1所述的导管，其特征在于，
所述第二层配置在比所述第一层靠径向内侧的位置。
3.根据权利要求1或2所述的导管，其特征在于，
所述内插部件为所述多层管。
4.根据权利要求3所述的导管，其特征在于，
所述内插部件具有供导向线插通的第一管腔。
5.根据权利要求3或4所述的导管，其特征在于，
所述轴具有向所述内插部件的外侧与所述外筒部件的内侧之间供给流体的第二管腔。
6.根据权利要求5所述的导管，其特征在于，
对所述内插部件而言，在所述内插部件的与轴向正交的截面中，在以下的加压试验后，用以下(2)式计算的加压试验后真圆度为75％以上，
加压试验为以下(i)～(v)，
(i)在所述第一管腔内配置芯材，
(ii)将所述导管放置在1atm(大气压)、37℃水中的环境下，
(iii)向所述第二管腔内施加最大扩张压(RBP)+1atm(大气压)的压力30秒钟，
(iv)将所述第二管腔内的压力降压至1atm(大气压)，
(v)反复进行所述(iii)～(iv)合计20次，
加压试验后真圆度(％)＝(初始真圆度计算时测定所述内插部件的短轴外径以及长轴外径的位置处的加压试验后的所述内插部件的短轴外径/所述位置处的加压试验后的所述内插部件的长轴外径)×100(2)。
7.根据权利要求5或6所述的导管，其特征在于，
在向所述第二管腔供给最大扩张压(RBP)的流体时的所述内插部件的成为最短外径的位置处的外径减小率为10％以内。
8.根据权利要求5～7中任一项所述的导管，其特征在于，
所述内插部件的成为最短外径的位置位于所述第二管腔的内侧。
9.根据权利要求5～8中任一项所述的导管，其特征在于，
所述第二管腔设置在所述轴的远位侧。
10.根据权利要求5～9中任一项所述的导管，其特征在于，
所述导管具有与所述第二管腔的远位侧连接的球囊。
11.根据权利要求5～10中任一项所述的导管，其特征在于，
所述轴具有供给流体的第三管腔，
而且，所述导管在所述轴的远位侧具有与所述第三管腔连接的球囊。
12.根据权利要求1～11中任一项所述的导管，其特征在于，
构成所述第一层的材料的肖氏硬度相对于构成所述第二层的材料的肖氏硬度的比(构成第一层的材料的肖氏硬度/构成第二层的材料的肖氏硬度)为0.9以上。
13.根据权利要求1～12中任一项所述的导管，其特征在于，
构成所述第一层的材料以及构成所述第二层的材料为热塑性树脂。
14.根据权利要求1～13中任一项所述的导管，其特征在于，
构成所述第一层的材料为聚酰胺系树脂。
15.根据权利要求1～14中任一项所述的导管，其特征在于，
构成所述第二层的材料为聚烯烃系树脂。
16.根据权利要求15所述的导管，其特征在于，
所述聚烯烃系树脂为高密度聚乙烯树脂或聚丙烯树脂。
17.根据权利要求1～16中任一项所述的导管，其特征在于，
所述第二层具有A层、和与该A层层叠的B层，
所述B层将所述第一层与所述A层接合。
18.根据权利要求17所述的导管，其特征在于，
构成所述B层的材料为直链状低密度聚乙烯树脂。
19.根据权利要求1～18中任一项所述的导管，其特征在于，
所述外筒部件与所述内插部件能够在远近方向上相对地移动。
20.一种方法，是制造权利要求1～19中任一项所记载的导管的方法，其特征在于，
所述方法具有如下工序：通过共挤出成形，来制造具有第一层、和与所述第一层层叠的第二层的多层管。
CN201880083730.9A 2017-12-27 2018-12-13 导管及其制造方法 Active CN111542364B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017251953 2017-12-27
JP2017-251953 2017-12-27
PCT/JP2018/045813 WO2019131158A1 (ja) 2017-12-27 2018-12-13 カテーテルおよびその製造方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN111542364A true CN111542364A (zh) 2020-08-14
CN111542364B CN111542364B (zh) 2022-07-15

Family

ID=67067049

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201880083730.9A Active CN111542364B (zh) 2017-12-27 2018-12-13 导管及其制造方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US11684748B2 (zh)
EP (1) EP3733236A4 (zh)
JP (2) JPWO2019131158A1 (zh)
CN (1) CN111542364B (zh)
WO (1) WO2019131158A1 (zh)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023152798A1 (ja) * 2022-02-08 2023-08-17 朝日インテック株式会社 バルーンカテーテルおよびバルーンカテーテルの製造方法

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5415636A (en) * 1994-04-13 1995-05-16 Schneider (Usa) Inc Dilation-drug delivery catheter
US6165166A (en) * 1997-04-25 2000-12-26 Schneider (Usa) Inc. Trilayer, extruded medical tubing and medical devices incorporating such tubing
JP2003299738A (ja) * 2002-04-11 2003-10-21 Asahi Intecc Co Ltd 医療用ガイドワイヤ
US20040186506A1 (en) * 2003-03-20 2004-09-23 Simpson John A. Balloon catheter having a shaft with a variable stiffness inner tubular member
JP2007236633A (ja) * 2006-03-08 2007-09-20 Kaneka Corp カテーテル
CN101076361A (zh) * 2004-11-26 2007-11-21 三井化学株式会社 医疗用管
CN102245254A (zh) * 2008-12-11 2011-11-16 株式会社钟化 医疗用软管
CN102793964A (zh) * 2011-04-21 2012-11-28 株式会社戈德曼 气囊导管
CN102933253A (zh) * 2010-06-10 2013-02-13 株式会社钟化 医疗用管及其制造方法
US20140336752A1 (en) * 2011-11-10 2014-11-13 Transaortic Medical, Inc. System for deploying a device to a distal location across a diseased vessel

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6010521A (en) * 1997-11-25 2000-01-04 Advanced Cardiovasular Systems, Inc. Catheter member with bondable layer
WO2000067831A1 (fr) * 1999-05-11 2000-11-16 Kaneka Corporation Catheter a ballonnet
US7807211B2 (en) * 1999-09-03 2010-10-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Thermal treatment of an implantable medical device
WO2001056641A1 (en) * 2000-02-04 2001-08-09 C. R. Bard, Inc. Triple lumen stone balloon catheter and method
WO2001081808A1 (fr) * 2000-04-21 2001-11-01 Kuraray Co., Ltd. Tube multicouches et fournitures medicales comportant un tube multicouches
JP2004033354A (ja) 2002-07-01 2004-02-05 Terumo Corp カテーテルおよびその製造方法
US7273487B1 (en) * 2003-12-18 2007-09-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Balloon catheter having a multilayered shaft with variable flexibility
US7601285B2 (en) * 2003-12-31 2009-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with varying physical properties and method for forming same
US20060030835A1 (en) 2004-06-29 2006-02-09 Sherman Darren R Catheter shaft tubes and methods of making
US7166100B2 (en) 2004-06-29 2007-01-23 Cordis Neurovascular, Inc. Balloon catheter shaft design
US10029034B2 (en) * 2005-12-15 2018-07-24 CARDINAL HEALTH SWITZERLAND 515 GmbH Drug-eluting articles with improved drug release profiles
WO2014025142A1 (ko) * 2012-08-07 2014-02-13 주식회사 폴리사이언텍 폴리염화비닐-프리 의료용 튜브, 성형부품 및 이로부터 제조되는 의료용품
EP2968681A1 (en) * 2013-03-15 2016-01-20 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Catheter shaft and method of forming same
WO2015153619A1 (en) * 2014-04-02 2015-10-08 Merit Medical Systems, Inc. Catheter with catheter tip and related methods
JP2016214821A (ja) 2015-05-19 2016-12-22 アボット カーディオバスキュラー システムズ インコーポレイテッド モノリシック構造の多層末端外側部材を有するカテーテル
JP6921660B2 (ja) 2016-07-06 2021-08-18 株式会社カネカ ガイドワイヤサポートカテーテル
WO2018212126A1 (ja) * 2017-05-15 2018-11-22 テルモ株式会社 バルーンカテーテル、およびバルーンカテーテルの製造方法

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5415636A (en) * 1994-04-13 1995-05-16 Schneider (Usa) Inc Dilation-drug delivery catheter
US6165166A (en) * 1997-04-25 2000-12-26 Schneider (Usa) Inc. Trilayer, extruded medical tubing and medical devices incorporating such tubing
JP2003299738A (ja) * 2002-04-11 2003-10-21 Asahi Intecc Co Ltd 医療用ガイドワイヤ
US20040186506A1 (en) * 2003-03-20 2004-09-23 Simpson John A. Balloon catheter having a shaft with a variable stiffness inner tubular member
CN101076361A (zh) * 2004-11-26 2007-11-21 三井化学株式会社 医疗用管
JP2007236633A (ja) * 2006-03-08 2007-09-20 Kaneka Corp カテーテル
CN102245254A (zh) * 2008-12-11 2011-11-16 株式会社钟化 医疗用软管
CN102933253A (zh) * 2010-06-10 2013-02-13 株式会社钟化 医疗用管及其制造方法
CN102793964A (zh) * 2011-04-21 2012-11-28 株式会社戈德曼 气囊导管
US20140336752A1 (en) * 2011-11-10 2014-11-13 Transaortic Medical, Inc. System for deploying a device to a distal location across a diseased vessel

Also Published As

Publication number Publication date
EP3733236A4 (en) 2021-10-27
US20210052850A1 (en) 2021-02-25
JP2023053999A (ja) 2023-04-13
JPWO2019131158A1 (ja) 2020-12-24
CN111542364B (zh) 2022-07-15
US11684748B2 (en) 2023-06-27
EP3733236A1 (en) 2020-11-04
WO2019131158A1 (ja) 2019-07-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7001420B2 (en) Coil reinforced multilayered inner tubular member for a balloon catheter
CA2553505C (en) Catheter shaft tubes and methods of making
US8834510B2 (en) Catheter with stepped skived hypotube
US20180050179A9 (en) Balloon catheter having a shaft with a variable stiffness inner tubular member
US20200155818A1 (en) Medical balloon having a plurality of structural layers
US9381327B2 (en) Balloon catheter
US20140276401A1 (en) Catheter Shaft and Method of Forming Same
US9555224B2 (en) Reduced material tip for catheter and method of forming same
CN105582611B (zh) 囊体导管
CN105536121B (zh) 囊体导管
US20150290423A1 (en) Catheters and catheter shafts
JP2010115375A (ja) 医療用バルーンカテーテル
US9968768B2 (en) Medical tube, balloon catheter and method of manufacturing medical tube
JP4777036B2 (ja) バルーンの製造方法およびバルーン
JP2023053999A (ja) カテーテルおよびその製造方法
JP7159409B2 (ja) ガイドワイヤサポートカテーテル
JP2008264134A (ja) バルーンカテーテル
JP4914282B2 (ja) 押圧性を備えたカテーテル
WO2024106399A1 (ja) バルーンカテーテル用バルーン及びそれを備えるバルーンカテーテル
WO2024106400A1 (ja) バルーンカテーテル用バルーン及びそれを備えるバルーンカテーテル
JP2024073188A (ja) バルーンカテーテル用バルーン及びそれを備えるバルーンカテーテル

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant