JP2007000358A

JP2007000358A - Catheter

Info

Publication number: JP2007000358A
Application number: JP2005183715A
Authority: JP
Inventors: Ryoji Kikuzawa; 良治菊澤; Tsutomu Ken; 力権
Original assignee: PURA GIKEN KK; Pla Giken Co Ltd
Current assignee: PURA GIKEN KK; Pla Giken Co Ltd
Priority date: 2005-06-23
Filing date: 2005-06-23
Publication date: 2007-01-11
Anticipated expiration: 2025-06-23
Also published as: JP4544526B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To prevent a catheter from kinking, and smoothly proceed it in a body while proceeding with providing control force to its base part. <P>SOLUTION: The catheter 1 comprises a resinous inner/outer layer tube 11, 12 mutually laminated, and a reinforcing layer 13 provided between the inner and outer layer tube 11, 12 for reinforcing them. In a longitudinal direction of the catheter 1, an outer diameter D2 of the inner layer tube 11 and an inner diameter D3 of the reinforcing layer 13 at an intermediate part 15 are set respectively less than those at the base part 2, and those at a tip part 5 are set respectively further less than those at the intermediate part 15. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、人や動物における各部位の体腔および管腔（例えば、血管、消化管、気管など）内に挿入させ、目的部位まで進行させ、薬剤の注入、異物の吸引、および医療器具の配置等を可能にさせた医療用カテーテルに関するものである。 The present invention is inserted into body cavities and lumens (for example, blood vessels, gastrointestinal tract, trachea, etc.) of each part in humans and animals, and advanced to a target part to inject drugs, suck foreign substances, and place medical devices. The present invention relates to a medical catheter that enables the above.

近年、低侵襲医療技術の発展に伴い、生体の治療や検査には、様々な種類の器具や装置が使用されている。低侵襲性治療用器具としてマイクロカテーテルなどのカテーテルは、心臓の冠状動脈内、脳血管、胆管および脳脊髄腔内までに至る人体各部位の体腔および管腔に挿入して、診断および種々の治療目的で使用されている。一般に、既知のカテーテルは末梢血管が比較的大径でかつ曲がりくねり度合いが小さい冠状動脈、脳底動脈に使われ、薬剤供給、動脈瘤、動脈・静脈の奇形および腫瘍の治療を含む種々の診断および治療に有効である。しかしながら、曲がりくねり度合いが大きい胃右動脈造影および急性脳血管塞栓症のような血栓形成部位が様々な病変では、血栓形成した血管の部位によって、より細くより末梢に分布した病変血管に達するカテーテルの開発が求められ、それに応じてカテーテルにはより高い耐キンク（ｋｉｎｋ：もつれ、ねじれなどに基づく破損）性能と可撓性とが求められている。 In recent years, with the development of minimally invasive medical technology, various types of instruments and devices are used for treatment and examination of living bodies. As a minimally invasive therapeutic device, a catheter such as a microcatheter is inserted into the body cavity and lumen of each part of the human body that extends into the coronary arteries of the heart, the cerebral blood vessels, the bile ducts, and the cerebrospinal cavities. Used for purposes. In general, known catheters are used for coronary arteries, basilar arteries with relatively large peripheral blood vessels and small bends, and are used in a variety of diagnostics including treatment of drugs, aneurysms, arterial and venous malformations and tumors. It is effective for treatment. However, in various lesions such as gastric right artery angiography and acute cerebrovascular embolism with a large degree of bend, the development of a catheter that reaches the lesion blood vessels that are more narrowly distributed to the periphery depending on the site of the thrombus Accordingly, catheters are required to have higher kink resistance (breakage due to entanglement, twisting, etc.) and flexibility.

現在、カテーテルによる頭蓋内血管アクセス方法としては大きく２種類に分けられる。第１は、バルーン漂流方法である。この方法は、拡張したバルーンが設けられた可撓性カテーテルを使用して、バルーンが血流によって漂流する力により、血管の曲がりくねった通路に対しカテーテルを通過させるようにするものである。第２は、ガイドワイヤ誘導方法である。この方法は、湾曲部を備えたトルク伝達可能なガイドワイヤを、まず、目標血管に挿入して所定位置に配置させ、次に、カテーテルを上記ガイドワイヤに沿って前進させ、曲がりくねった血管に対しカテーテルを通過させるようにするものである。 At present, there are roughly two types of intracranial blood vessel access methods using catheters. The first is a balloon drifting method. This method uses a flexible catheter provided with an expanded balloon and allows the balloon to pass through the tortuous passageway of the blood vessel due to the forces drifting by the blood flow. The second is a guide wire guiding method. In this method, a guide wire having a curved portion capable of transmitting torque is first inserted into a target blood vessel and placed in a predetermined position, and then the catheter is advanced along the guide wire to prevent the blood vessel from winding. The catheter is allowed to pass through.

しかしながら、上記バルーン漂流方法は最大血流量に左右され、血流量が小さい血管にはアクセス不可能になる。一方、上記ガイドワイヤ誘導方法は選択血管にワイヤを配置することはできるが、ワイヤに沿ってカテーテルを前進させる際に、しばしばカテーテルが曲がりくねった通路を通過して約十数ｃｍ以内の末梢側病変血管までに達しないことがある。また、曲がりくねった通路を通過するのに、このカテーテルの基部側に与えられる操作力により、繰り返しの押込みや引き出し、回転操作が必要であるが、この際、カテーテルからの外力で血管に損傷が生じたり、治療後遺症が生じたりするおそれがある。ここで、上記操作力とは、上記挿入を可能にするために、カテーテルの基部側から先端部側に向かって与えられる軸方向の圧縮、引張力と、このカテーテルをその軸心回りに回転させる回転力とが複合されたものである。 However, the balloon drift method depends on the maximum blood flow volume, and cannot access a blood vessel with a small blood flow volume. On the other hand, although the above guide wire guiding method can place a wire in a selected blood vessel, when the catheter is advanced along the wire, the distal lesion often passes through a meandering path and the distal side lesion is within about tens of centimeters. It may not reach the blood vessels. Also, in order to pass through a tortuous passage, the operation force applied to the base side of this catheter requires repeated pushing, pulling out, and rotating operations. At this time, the external force from the catheter causes damage to the blood vessel. Or aftereffects of treatment may occur. Here, the operating force refers to the axial compression and tensile force applied from the base side of the catheter to the distal end side, and the catheter is rotated about its axis to enable the insertion. It is a combination of rotational force.

カテーテルがガイドワイヤに沿って曲がりくねった通路を通過し難い原因としては、第１に、カテーテルの剛性が比較的大きいことで、曲がりくねった通路領域内での追従することができないことである。第２に、カテーテをル前進させることによって、細いガイドワイヤが座屈されることである。第３に、カテーテルを前進させることによって、細いガイドワイヤが末梢側の所定部位から引き出されることである。そして、このような原因でカテーテルを目的部位にまで挿入させることは容易でない。 The reason why it is difficult for the catheter to pass through the tortuous path along the guide wire is that the catheter is relatively stiff and cannot follow in the tortuous path area. Secondly, the thin guide wire is buckled by advancing the catheter. Thirdly, by moving the catheter forward, a thin guide wire is pulled out from a predetermined site on the distal side. For this reason, it is not easy to insert the catheter to the target site.

上記従来のカテーテルの欠点を克服するためには、カテーテルを血管等へ挿入する際、このカテーテルの先端部側が血管内壁に損傷を与えないよう柔軟な可撓性を有していることが必要であり、体内を進行させる際に曲げられたり、捩じられたりすることから、耐キンク性能において優れた特性を備えているとともに、操作力が解除されたときに元の形状に戻ることのできる復元性を有していることも必要となる。 In order to overcome the drawbacks of the conventional catheter, when the catheter is inserted into a blood vessel or the like, it is necessary that the distal end side of the catheter has a flexible flexibility so as not to damage the inner wall of the blood vessel. Yes, since it is bent and twisted as it moves through the body, it has excellent characteristics in kink resistance and can be restored to its original shape when the operating force is released It is also necessary to have sex.

このようにカテーテルには様々な特長が要求される。そして、その問題を解決するための従来の技術として、下記特許文献１により、外層に複数の硬度の異なるチューブで可撓性領域を構成するものが提案され、また、下記特許文献２により、カテーテルの柔軟性および硬度を変化するために樹脂バンドを使用してチューブをスパイラル状に巻くものが提案されている。 Thus, various features are required for the catheter. And as a prior art for solving the problem, the following patent document 1 proposes that a flexible region is composed of a plurality of tubes having different hardness on the outer layer, and the following patent document 2 discloses a catheter. In order to change the flexibility and hardness, a tube is spirally wound using a resin band.

特表２００３−５０１１６０号公報Special table 2003-501160 gazette 特表２００３−５０８１３２号公報Special table 2003-508132 gazette

ところで、上記特許文献１のものでは、カテーテルの長手方向の中途部で、このカテーテルの外径寸法が段差状に急変している。このため、このカテーテルに操作力が与えられて、このカテーテルが体内を進行するとき、上記外径寸法の急変部分に応力が集中して、この急変部分が屈曲するおそれを生じる。 By the way, in the thing of the said patent document 1, in the middle part of the longitudinal direction of a catheter, the outer-diameter dimension of this catheter is changing to the step shape rapidly. For this reason, when an operating force is applied to the catheter and the catheter advances through the body, stress concentrates on the sudden change portion of the outer diameter, and the sudden change portion may be bent.

また、上記特許文献２のものでは、カテーテルは、その先端部を除き、長手方向のほぼ全体にわたり、各部断面形状が同形同大であって互いに均一とされている。このため、上記したように、カテーテルの基部側に操作力を与えてこのカテーテルを体内で進行させる場合、この体内の各部位からの反力により、上記カテーテルの基部側に生じる圧縮やねじり応力は、先端部側のそれに比べて大きくなる。よって、上記カテーテルでは、その基部側における耐キンク性能が不十分になる一方、先端側では可撓性が不足するおそれを生じる。 Moreover, in the thing of the said patent document 2, except for the front-end | tip part, the cross-sectional shape of each part is the same shape and the same size, and it is mutually uniform throughout the whole longitudinal direction. Therefore, as described above, when operating force is applied to the base side of the catheter and the catheter is advanced in the body, the compressive and torsional stress generated on the base side of the catheter due to the reaction force from each part in the body is , Larger than that on the tip side. Therefore, in the catheter, the kink resistance performance on the base side becomes insufficient, but on the distal side, the flexibility may be insufficient.

つまり、上記特許文献１，２のものでは、カテーテルの長手方向の全体にわたり、このカテーテルを体内で円滑に進行させる、ということは困難な場合もある。 That is, in the above-mentioned patent documents 1 and 2, it may be difficult to smoothly advance the catheter in the body over the entire longitudinal direction of the catheter.

本発明は、上記のような事情に注目してなされたもので、本発明の目的は、カテーテルの基部側に操作力を与えながら、このカテーテルを体内で進行させる際、このカテーテルにキンクが発生しないようにすると共に、体内でのカテーテルの進行が円滑にできるようにすることである。 The present invention has been made paying attention to the above-described circumstances, and the object of the present invention is to generate a kink in the catheter when the catheter is advanced in the body while applying an operating force to the base side of the catheter. And to allow the catheter to progress smoothly in the body.

請求項１の発明は、全図に例示するように、樹脂製で互いに積層された内、外層チューブ１１，１２と、これら内、外層チューブ１１，１２の間に介設されてこれら内、外層チューブ１１，１２を補強する補強層１３とを備えたカテーテルにおいて、
上記内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２と補強層１３の内径寸法Ｄ３とを、上記カテーテル１の長手方向で、その基部側２よりも中途部１５をより小さくし、この中途部１５よりも先端部側５を更に小さくしたものである。 As illustrated in all the drawings, the invention of claim 1 is made of resin and laminated inside each other, the outer layer tubes 11 and 12, and the inner and outer layer tubes 11 and 12 are interposed between these inner and outer layers. In a catheter provided with a reinforcing layer 13 for reinforcing the tubes 11 and 12,
The outer diameter dimension D2 of the inner layer tube 11 and the inner diameter dimension D3 of the reinforcing layer 13 are set such that the midway portion 15 is smaller than the base side 2 in the longitudinal direction of the catheter 1, and the distal end portion is more than the midway portion 15. Side 5 is further reduced.

請求項２の発明は、図１に例示するように、請求項１の発明に加えて、上記内層チューブ１１を、カテーテル１の長手方向のほぼ全体にわたり、同一材質の樹脂材により成形したものである。 In addition to the invention of claim 1, the invention of claim 2 is formed by molding the inner layer tube 11 with a resin material of the same material over almost the entire length of the catheter 1 in addition to the invention of claim 1. is there.

請求項３の発明は、全図に例示するように、請求項１、もしくは２の発明に加えて、上記補強層１３を、補強糸により編み組みされた編組層で構成し、この編組層の補強糸の密度を上記カテーテル１の長手方向の各部で変化させたものである。 In addition to the invention of claim 1 or 2, the invention of claim 3 is constituted by a braided layer braided with reinforcing yarn in addition to the invention of claim 1 or 2, The density of the reinforcing yarn is changed at each part in the longitudinal direction of the catheter 1.

請求項４の発明は、図３に例示するように、請求項１の発明に加えて、上記カテーテル１の長手方向の各部における上記内層チューブ１１の樹脂材１１ａ−１１ｄの材質を互いに変化させたものである。 In addition to the invention of claim 1, the invention of claim 4 changes the material of the resin material 11 a to 11 d of the inner tube 11 in each part in the longitudinal direction of the catheter 1 in addition to the invention of claim 1. Is.

請求項５の発明は、図３に例示するように、請求項４の発明に加えて、上記内層チューブ１１を構成する上記各樹脂材１１ａ−１１ｄの硬度を、上記カテーテル１の基部側２から先端部側５に向かうに従い小さくしたものである。 As illustrated in FIG. 3, the invention of claim 5 adds the hardness of each of the resin materials 11 a to 11 d constituting the inner layer tube 11 from the base side 2 of the catheter 1 in addition to the invention of claim 4. It is made small as it goes to the front end side 5.

請求項６の発明は、図３に例示するように、請求項４、もしくは５の発明に加えて、上記カテーテル１の長手方向における上記補強層１３の内径寸法Ｄ３の変化部分１９と上記内層チューブ１１の樹脂材１１ａ−１１ｄの材質の変化部分２１とを、上記カテーテル１の長手方向で互いに偏位させたものである。 In addition to the invention of claim 4 or 5, the invention of claim 6, in addition to the invention of claim 4 or 5, changes the inner diameter D3 of the reinforcing layer 13 in the longitudinal direction of the catheter 1 and the inner tube. 11 of the resin materials 11 a to 11 d are displaced from each other in the longitudinal direction of the catheter 1.

請求項７の発明は、図４に例示するように、請求項１の発明に加えて、上記カテーテル１の径方向の各部における上記内層チューブ１１の樹脂材１１ｅ−１１ｈの材質を互いに変化させたものである。 In addition to the invention of claim 1, the invention of claim 7 changes the material of the resin material 11 e-11 h of the inner tube 11 in each radial part of the catheter 1 in addition to the invention of claim 1. Is.

請求項８発明は、図４，５に例示するように、請求項１から７のうちいずれか１つの発明に加えて、上記カテーテル１の長手方向の各部における上記外層チューブ１２の樹脂材１２ａ−１２ｄの材質を変化させ、これら各樹脂材１２ａ−１２ｄの硬度を、上記カテーテル１の基部側２から先端部側５に向かうに従い小さくしたものである。 In addition to any one of the first to seventh aspects of the present invention, as illustrated in FIGS. 4 and 5, the invention of claim 8 is a resin material 12 a-of the outer layer tube 12 in each longitudinal part of the catheter 1. The material of 12d is changed, and the hardness of each of the resin materials 12a-12d is reduced from the base side 2 to the distal end side 5 of the catheter 1.

請求項９の発明は、図４，５に例示するように、請求項８の発明に加えて、上記カテーテル１の長手方向における上記補強層１３の内径寸法Ｄ３の変化部分１９と上記外層チューブ１２の樹脂材の材質の変化部分２３とを、上記カテーテル１の長手方向で互いに偏位させたものである。 As illustrated in FIGS. 4 and 5, the ninth aspect of the invention includes the change portion 19 of the inner diameter dimension D <b> 3 of the reinforcing layer 13 and the outer tube 12 in the longitudinal direction of the catheter 1 in addition to the invention of the eighth aspect. The resin material changing portion 23 is offset from each other in the longitudinal direction of the catheter 1.

なお、この項において、上記各用語に付記した符号は、本発明の技術的範囲を後述の「実施例」の項や図面の内容に限定解釈するものではない。 In this section, the reference numerals appended to the above terms are not to be construed as limiting the technical scope of the present invention to the section “Example” described later or the contents of the drawings.

本発明による効果は、次の如くである。 The effects of the present invention are as follows.

請求項１の発明は、樹脂製で互いに積層された内、外層チューブと、これら内、外層チューブの間に介設されてこれら内、外層チューブを補強する補強層とを備えたカテーテルにおいて、
上記内層チューブの外径寸法と補強層の内径寸法とを、上記カテーテルの長手方向で、その基部側よりも中途部をより小さくし、この中途部よりも先端部側を更に小さくしている。 The invention of claim 1 is a catheter provided with an inner layer tube made of resin and laminated together, and a reinforcing layer interposed between the inner layer and outer layer tube to reinforce the inner layer outer tube.
In the longitudinal direction of the catheter, the inner diameter of the inner layer tube and the inner diameter of the reinforcing layer are made smaller in the middle than in the base, and further in the distal end than in the middle.

このため、上記カテーテルの基部側では、補強層の径寸法がより大きい分、軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできる。ここで、上記カテーテルの基部側に操作力（軸方向力、ねじり力）を与えることにより、このカテーテルを体内で進行させる場合、この体内の各部位からの反力により、上記カテーテルの基部側には先端部側に比べてより大きい軸方向の応力やねじりに基づく剪断応力が生じがちとなる。しかし、上記したように、先端部側における軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできるため、上記基部側がもつれやねじれなどで破損するということは防止される。つまり、カテーテルの基部側の耐キンク性能が向上する。 For this reason, on the base side of the catheter, axial stress can be reduced and rigidity can be increased because the diameter of the reinforcing layer is larger. Here, when the catheter is advanced in the body by applying an operating force (axial force, torsional force) to the proximal side of the catheter, the reaction force from each part in the body causes the proximal side of the catheter. Tends to generate a greater axial stress or torsional shear stress than the tip side. However, as described above, the stress in the axial direction on the tip end side can be suppressed to a low level and the rigidity can be increased, so that the base side can be prevented from being damaged by entanglement or twisting. That is, the kink resistance performance on the base side of the catheter is improved.

また、上記カテーテルの先端部側では、補強層の径寸法がより小さくなるため、上記先端部側における可撓性をより向上させることができる。よって、上記したようにカテーテルの基部側に操作力を与えることにより、このカテーテルを体内で進行させる場合、上記先端部側は、上記体内の各部位から与えられる反力を和らげるよう円滑に屈曲させられながら、体内の腔構造に従って、所望部位に向かい進行させられる。つまり、体内でのカテーテルの進行を円滑にさせることができる。 Moreover, since the diameter dimension of the reinforcing layer becomes smaller on the distal end side of the catheter, the flexibility on the distal end side can be further improved. Therefore, when the catheter is advanced in the body by applying an operating force to the base side of the catheter as described above, the distal end side is bent smoothly so as to relieve the reaction force applied from each part in the body. As it is, it is advanced toward the desired site according to the cavity structure in the body. That is, the catheter can be smoothly advanced in the body.

しかも、上記したように、カテーテルの中途部における補強層の径寸法は、上記基部側と先端部側とにおける補強層の各径寸法の中間の値である。このため、上記耐キンク性能や可撓性はカテーテルの長手方向で緩やかに変化することとなる。よって、上記カテーテルは、その長手方向の全体にわたり、耐キンク性能と可撓性とがバランスよく向上する。 Moreover, as described above, the diameter dimension of the reinforcing layer in the middle of the catheter is an intermediate value between the diameter dimensions of the reinforcing layer on the base side and the distal end side. For this reason, the kink resistance and flexibility change gradually in the longitudinal direction of the catheter. Therefore, the kink resistance and flexibility of the catheter are improved in a well-balanced manner throughout the longitudinal direction.

請求項２の発明は、上記内層チューブを、カテーテルの長手方向のほぼ全体にわたり、同一材質の樹脂材により成形している。 In the invention of claim 2, the inner layer tube is formed of a resin material of the same material over substantially the entire longitudinal direction of the catheter.

このため、カテーテルの長手方向の各部で内層チューブの樹脂材の材質を互いに変化させる、ということに比べて、上記カテーテルの成形は容易にできる。 For this reason, compared with changing the material of the resin material of an inner layer tube mutually in each part of the longitudinal direction of a catheter, the shaping | molding of the said catheter can be performed easily.

請求項３の発明は、上記補強層を補強糸により編み組みされた編組層で構成し、この編組層の補強糸の密度を上記カテーテルの長手方向の各部で変化させている。 According to a third aspect of the present invention, the reinforcing layer is composed of a braided layer braided with a reinforcing yarn, and the density of the reinforcing yarn of the braided layer is changed at each portion in the longitudinal direction of the catheter.

このため、カテーテルの長手方向の一部において、補強糸の密度を大きくすれば、補強層による補強強度が大きくなって、上記カテーテルが体内を進行するとき、このカテーテルの一部に生じる軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできる。一方、上記補強糸の密度を小さくすれば、補強層による補強強度が小さくなって、カテーテルの一部の特性を上記と逆にでき、可撓性を向上させることができる。 For this reason, if the density of the reinforcing yarn is increased in a part of the longitudinal direction of the catheter, the reinforcing strength by the reinforcing layer is increased, and the axial direction generated in a part of the catheter when the catheter advances through the body. Stress can be reduced and rigidity can be increased. On the other hand, if the density of the reinforcing yarn is reduced, the reinforcing strength by the reinforcing layer is reduced, the characteristics of a portion of the catheter can be reversed, and the flexibility can be improved.

よって、上記密度を任意に選択することにより、カテーテルの長手方向の各部における耐キンク性能と可撓性とをそれぞれ所望状態にすることができる。この結果、体内でのカテーテルの進行を更に円滑にさせることができる。 Therefore, by arbitrarily selecting the density, the kink resistance and flexibility at each part in the longitudinal direction of the catheter can be set to desired states, respectively. As a result, it is possible to further smoothly advance the catheter in the body.

請求項４の発明は、上記カテーテルの長手方向の各部における上記内層チューブの樹脂材の材質を互いに変化させている。 According to a fourth aspect of the present invention, the material of the resin material of the inner layer tube in each part in the longitudinal direction of the catheter is changed.

このため、上記各樹脂材の材質を種々選択して変化させることにより、上記カテーテルの長手方向の各部における耐キンク性能と可撓性とをそれぞれ所望状態にすることができる。よって、体内でのカテーテルの進行をより円滑にさせることができる。 For this reason, the kink-proof performance and flexibility in each part of the longitudinal direction of the said catheter can be made into a desired state by selecting and changing the material of each said resin material variously. Thus, the catheter can be smoothly advanced in the body.

請求項５の発明は、上記内層チューブを構成する上記各樹脂材の硬度を、上記カテーテルの基部側から先端部側に向かうに従い小さくしている。 According to a fifth aspect of the present invention, the hardness of each resin material constituting the inner layer tube is reduced as it goes from the base side to the distal end side of the catheter.

このため、カテーテルの基部側の耐キンク性能の向上と、先端部側の可撓性の向上とがより確実に得られ、しかも、上記各性能は、カテーテルの長手方向で緩やかに変化させられる。よって、体内でのカテーテルの進行を更に円滑にさせることができる。 For this reason, the improvement of the kink-proof performance on the base side of the catheter and the improvement of the flexibility on the distal end side can be obtained more reliably, and the above-mentioned performances can be gradually changed in the longitudinal direction of the catheter. Accordingly, the catheter can be smoothly advanced in the body.

請求項６の発明は、上記カテーテルの長手方向における上記補強層の内径寸法の変化部分と上記内層チューブの樹脂材の材質の変化部分とを、上記カテーテルの長手方向で互いに偏位させている。 According to the sixth aspect of the present invention, the changing portion of the inner diameter of the reinforcing layer in the longitudinal direction of the catheter and the changing portion of the material of the resin material of the inner tube are displaced from each other in the longitudinal direction of the catheter.

ここで、上記カテーテルが体内の各部位から反力を与えられながらこの体内を進行するとき、上記各変化部分には応力集中が生じがちとなるが、上記したように各変化部分は、カテーテルの長手方向で互いに偏位して分散させられている。よって、上記カテーテルの一部に応力集中が生じて座屈などの破損が生じようとすることが防止され、体内でのカテーテルの進行を更に円滑にさせることができる。 Here, when the catheter advances through the body while being applied with a reaction force from each part in the body, stress concentration tends to occur in each changed part. Dispersed by deviating from each other in the longitudinal direction. Therefore, it is possible to prevent stress concentration from occurring in a part of the catheter and cause breakage such as buckling, and the catheter can be smoothly advanced in the body.

請求項７の発明は、上記カテーテルの径方向の各部における上記内層チューブの樹脂材の材質を互いに変化させている。 In the invention of claim 7, the material of the resin material of the inner-layer tube in each part in the radial direction of the catheter is changed.

請求項８の発明は、上記カテーテルの長手方向の各部における上記外層チューブの樹脂材の材質を変化させ、これら各樹脂材の硬度を、上記カテーテルの基部側から先端部側に向かうに従い小さくしている。 The invention of claim 8 is to change the material of the resin material of the outer tube at each part in the longitudinal direction of the catheter, and to reduce the hardness of each resin material as it goes from the base side to the distal end side of the catheter. Yes.

このため、上記カテーテルの基部側の耐キンク性能の向上と、先端部側の可撓性の向上とがより確実に得られ、しかも、上記各性能は、カテーテルの長手方向で緩やかに変化させられる。よって、体内でのカテーテルの進行を更に円滑にさせることができる。 For this reason, an improvement in kink resistance performance on the base side of the catheter and an improvement in flexibility on the distal end side can be obtained more reliably, and the performances can be gradually changed in the longitudinal direction of the catheter. . Accordingly, the catheter can be smoothly advanced in the body.

請求項９の発明は、上記カテーテルの長手方向における上記補強層の内径寸法の変化部分と上記外層チューブの樹脂材の材質の変化部分とを、上記カテーテルの長手方向で互いに偏位させている。 According to the ninth aspect of the present invention, the changing portion of the inner diameter of the reinforcing layer in the longitudinal direction of the catheter and the changing portion of the material of the resin material of the outer tube are displaced from each other in the longitudinal direction of the catheter.

本発明のカテーテルに関し、カテーテルの基部側に操作力を与えながら、このカテーテルを体内で進行させる際、このカテーテルにキンクが発生しないようにすると共に、体内でのカテーテルの進行が円滑にできるようにする、という目的を実現するため、本発明を実施するための最良の形態は、次の如くである。 With respect to the catheter of the present invention, when the catheter is advanced in the body while applying an operating force to the base side of the catheter, the catheter is prevented from kinking and the catheter can be smoothly advanced in the body. The best mode for carrying out the present invention in order to achieve the object is as follows.

即ち、カテーテルは、樹脂製で互いに積層された内、外層チューブと、これら内、外層チューブの間に介設されてこれら内、外層チューブを補強する補強層とを備えている。上記内層チューブの外径寸法と補強層の内径寸法とを、上記カテーテルの長手方向で、その基部側よりも中途部をより小さくし、この中途部よりも先端部側を更に小さくしている。 That is, the catheter includes an outer layer tube made of resin and laminated on each other, and a reinforcing layer interposed between the inner and outer layer tubes to reinforce the inner and outer layer tubes. In the longitudinal direction of the catheter, the inner diameter of the inner layer tube and the inner diameter of the reinforcing layer are made smaller in the middle than in the base, and further in the distal end than in the middle.

本発明をより詳細に説明するために、その実施例１を添付の図１，２に従って説明する。 In order to describe the present invention in more detail, the first embodiment will be described with reference to FIGS.

図２において、符号Ａはカテーテル装置であり、このカテーテル装置Ａの主体は押出成形機により押出成形されるカテーテル１である。このカテーテル１の基部側２の端部にはオペレータが把持して操作するハブ３が取り付けられ、また、このハブ３への上記基部側２の取付部を保護するストレインリリーフ４が設けられている。一方、上記カテーテル１の先端部側５の端部にはソフトチップ６とＸ線造影用のマーカ７とが取り付けられている。上記ハブ３と先端部側５との各内孔は上記カテーテル１の管孔８に連通し、これら各内孔と管孔８とを通し、体内の目的部位に向かうようガイドワイヤを挿入させたり、金属コイルを配送させたり、異物を吸引したり、薬剤を注入させたりすることが可能とされる。 In FIG. 2, the symbol A is a catheter device, and the main body of the catheter device A is a catheter 1 that is extruded by an extruder. A hub 3 that is gripped and operated by an operator is attached to the end of the base 1 of the catheter 1, and a strain relief 4 that protects the attachment of the base 2 to the hub 3 is provided. . On the other hand, a soft tip 6 and an X-ray contrast marker 7 are attached to the end portion 5 on the distal end side 5 of the catheter 1. The inner holes of the hub 3 and the distal end side 5 communicate with the tube holes 8 of the catheter 1, and through each of the inner holes and the tube holes 8, a guide wire is inserted toward the target site in the body. It is possible to deliver a metal coil, suck a foreign object, or inject a medicine.

図１において、上記カテーテル１は、樹脂製で互いに積層された内、外層チューブ１１，１２と、これら内、外層チューブ１１，１２の間に介設されてこれら内、外層チューブ１１，１２を補強する補強層１３とを備えている。上記内層チューブ１１の内孔が上記カテーテル１の管孔８に相当し、このカテーテル１の長手方向の各部における上記管孔８の断面形状はそれぞれ円形であり、かつ、その径寸法Ｄ１は、互いに同径とされている。 In FIG. 1, the catheter 1 is made of resin and laminated to each other, outer layer tubes 11 and 12, and interposed between the inner and outer layer tubes 11 and 12, thereby reinforcing the inner and outer layer tubes 11 and 12. The reinforcing layer 13 is provided. The inner hole of the inner layer tube 11 corresponds to the tube hole 8 of the catheter 1, the cross-sectional shape of the tube hole 8 in each part in the longitudinal direction of the catheter 1 is circular, and the diameter dimension D1 thereof is mutually It is the same diameter.

上記内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２と補強層１３の内径寸法Ｄ３とは、上記カテーテル１の長手方向の各部において、それぞれ互いにほぼ同じとされている。また、上記内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２と外層チューブ１２の内径寸法Ｄ４とは上記カテーテル１の長手方向の各部においてそれぞれ互いに同じとされている。上記内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２、補強層１３の内径寸法Ｄ３、外層チューブ１２の内径寸法Ｄ４、および外層チューブ１２の外径寸法Ｄ５は、上記カテーテル１の長手方向で、その基部側２よりも中途部１５が段階的により小さくされ、この中途部１５よりも先端部側５が段階的に更に小さくされている。また、上記内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２、補強層１３の内径寸法Ｄ３、外層チューブ１２の内径寸法Ｄ４、および外層チューブ１２の外径寸法Ｄ５は、カテーテル１の中途部１５のうち、基部側２の部分１６よりも、先端部側５の部分１７が段階的により小さくされている。 The outer diameter dimension D2 of the inner layer tube 11 and the inner diameter dimension D3 of the reinforcing layer 13 are substantially the same in each part of the catheter 1 in the longitudinal direction. The outer diameter D2 of the inner layer tube 11 and the inner diameter D4 of the outer layer tube 12 are the same in each part of the catheter 1 in the longitudinal direction. The outer diameter dimension D2 of the inner layer tube 11, the inner diameter dimension D3 of the reinforcing layer 13, the inner diameter dimension D4 of the outer layer tube 12, and the outer diameter dimension D5 of the outer layer tube 12 are from the base side 2 in the longitudinal direction of the catheter 1. Also, the midway portion 15 is made smaller in stages, and the tip side 5 is made smaller in stages than the midway portion 15. The outer diameter D2 of the inner layer tube 11, the inner diameter D3 of the reinforcing layer 13, the inner diameter D4 of the outer tube 12, and the outer diameter D5 of the outer tube 12 are the proximal side of the intermediate portion 15 of the catheter 1. The portion 17 on the distal end side 5 is made smaller than the second portion 16 step by step.

上記カテーテル１における基部側２から中途部１５への遷移部、中途部１５の中間部分、および中途部１５から先端部側５への遷移部は、上記内層チューブ１１、外層チューブ１２、および補強層１３の各径寸法がそれぞれ変化する変化部分１９とされている。これら各変化部分１９は上記先端部側５に向かってのテーパ形状とされ、上記カテーテル１において、上記各変化部分１９を除く部分は、各径寸法がそれぞれほぼ均一の径均一部分とされている。 The transition portion from the base side 2 to the midway portion 15, the intermediate portion of the midway portion 15, and the transition portion from the midway portion 15 to the distal end side 5 in the catheter 1 are the inner layer tube 11, the outer layer tube 12, and the reinforcing layer 13 is a change portion 19 in which each diameter dimension changes. Each of these changed portions 19 has a tapered shape toward the distal end side 5, and in the catheter 1, the portions other than each of the changed portions 19 are the diameter uniform portions having substantially uniform diameters. .

上記カテーテル１における管孔８の径寸法Ｄ１は約０．２２９−０．７６２ｍｍであり、カテーテル１の外径寸法（外層チューブ１２の外径寸法Ｄ５）は約０．３７７−１．０ｍｍである。また、カテーテル１の先端部側５の壁厚は、０．０４４−０．１８ｍｍが好ましく、０．０７−０．１５ｍｍがより好ましい。また、例えば、脳や腹部等の臓器内の目的部位に各種治療薬や塞栓物質、あるいは造影剤などを投与、注入するために用いられるカテーテル１は、全長は５０ｃｍ−１８０ｃｍが好ましく、１１０ｃｍ−１５０cmがより好ましい。 The diameter D1 of the tube hole 8 in the catheter 1 is about 0.229-0.762 mm, and the outer diameter of the catheter 1 (outer diameter D5 of the outer layer tube 12) is about 0.377-1.0 mm. . Further, the wall thickness on the distal end side 5 of the catheter 1 is preferably 0.044 to 0.18 mm, and more preferably 0.07 to 0.15 mm. Further, for example, the total length of the catheter 1 used for administering and injecting various therapeutic agents, embolic substances, or contrast agents to target sites in organs such as the brain and abdomen is preferably 50 cm to 180 cm, and 110 cm to 150 cm. Is more preferable.

特に、カテーテル１は、曲がりくねった細い血管を通過してより末梢の病変血管など所望部位に向かい進行させられるため、カテーテル１の全長の約５％−３０％は柔軟な先端部側５により占められ、長さは５−７０ｃｍが好ましく、１０−３０ｃｍがより好ましい。また、カテーテル１の全長の７０％−９５％は、基部側２と中途部１５とにより占められ、上記中途部１５のうち、先端部側５の部分１７の長さは、５−５０ｃｍが好ましく、２０−４０ｃｍがより好ましい。また、上記中途部１５のうち、基部側２の部分１６の長さは、５０−１５０ｃｍが好ましく、５０−７０ｃｍがより好ましい。同じく、基部側２の長さは、５−５０ｃｍが好ましく、１０−３０ｃｍがより好ましい。また、各変化部分１９の長さは、０．１−３ｃｍが好ましく、０．５−１．５ｃｍがより好ましい。 In particular, since the catheter 1 is advanced toward a desired site such as a peripheral lesioned blood vessel through a narrow, thin blood vessel, about 5% to 30% of the total length of the catheter 1 is occupied by the flexible distal end side 5. The length is preferably 5-70 cm, more preferably 10-30 cm. Further, 70% to 95% of the total length of the catheter 1 is occupied by the base side 2 and the midway part 15. Of the midway part 15, the length of the portion 17 on the distal end side 5 is preferably 5 to 50 cm. 20-40 cm is more preferable. Moreover, 50-150 cm is preferable and, as for the length of the part 16 of the base side 2 among the said midway part 15, 50-70 cm is more preferable. Similarly, the length of the base side 2 is preferably 5-50 cm, and more preferably 10-30 cm. Moreover, 0.1-3 cm is preferable and, as for the length of each change part 19, 0.5-1.5 cm is more preferable.

上記内層チューブ１１は、カテーテル１の長手方向のほぼ全体にわたり、同一材質の樹脂材により成形されている。この樹脂材は、例えば、ポリエチレン（ＬＤＰＥまたはＨＤＰＥ）、ポリエチレンテレフタレート、ポリプロピレン、エチレン−プロピレン共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体、ポリ塩酸ビニル（ＰＶＣ）、架橋型エチレン−酢酸ビニル共重合体、ポリウレタン、ポリアミド、ポリアミドエラストマー、ポリイミド、ポリイミドエラストマー、シリコーンゴム、天然ゴムおよびポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）などのフッ素系樹脂あるいはこれらの混合物などで構成される。 The inner layer tube 11 is formed of the same resin material over substantially the entire length of the catheter 1. This resin material is, for example, polyethylene (LDPE or HDPE), polyethylene terephthalate, polypropylene, ethylene-propylene copolymer, ethylene-vinyl acetate copolymer, polyvinyl chloride (PVC), cross-linked ethylene-vinyl acetate copolymer. , Polyurethane, polyamide, polyamide elastomer, polyimide, polyimide elastomer, silicone rubber, natural rubber, and fluorine resin such as polytetrafluoroethylene (PTFE) or a mixture thereof.

また、内層チューブ１１には、例えば、硫酸バリウム、酸化ビスマス、タングステン等のＸ線不通過物質（Ｘ線造影性を有する物質）を含有させてもよい。 In addition, the inner tube 11 may contain an X-ray non-passing substance (a substance having X-ray contrast properties) such as barium sulfate, bismuth oxide, and tungsten.

上記外層チューブ１２は、カテーテル１の長手方向のほぼ全体にわたり、同一材質の樹脂材により成形されている。この樹脂材は、例えば、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）や、ポリウレタンエラストマー、ポリエステルエラストマー、ポリアミドエラストマー、ポリエーテルブロックアミド等の熱可塑性エラストマーであることが好ましく、これらの中でもポリアミドエラストマー、ポリウレタンエラストマー、ポリエステルエラストマー等熱可塑性エラストマーの単一組成の純粋な樹脂、またはこれらの樹脂の混合物などで構成される。 The outer layer tube 12 is formed of the same resin material over substantially the entire length of the catheter 1. This resin material is preferably a thermoplastic elastomer such as polyether ether ketone (PEEK), polyurethane elastomer, polyester elastomer, polyamide elastomer, polyether block amide, and among these, polyamide elastomer, polyurethane elastomer, polyester It is composed of a pure resin having a single composition of a thermoplastic elastomer such as an elastomer, or a mixture of these resins.

前記編組層の素材である補強糸の材質は、特に限定なく、好ましいのは金属性のワイヤ（例えばＳＵＳ３０４、弾性の高いＮｉＴｉ合金）、樹脂製の繊維（例えば高強度なアラミド繊維、ポリアミド繊維、炭素繊維）、天然性の繊維、天然性のゴムなどである。さらに、前記編組層の補強糸としては、例えば金、白金、銀、タングステン等のＸ線不通過物質からなる補強糸やこれらのＸ線不通過素材と樹脂素材を混合して編み組んだものであっでもよい。また、編組層の補強糸になるワイヤや繊維の断面形状には、特に限定なく、円状、楕円状、三角状、四角状、多角状でもよいが、好ましいのは円状および四角状（図で示してない）である。 The material of the reinforcing yarn that is the material of the braided layer is not particularly limited, and preferably a metal wire (for example, SUS304, highly elastic NiTi alloy), a resin fiber (for example, high-strength aramid fiber, polyamide fiber, Carbon fiber), natural fiber, natural rubber, and the like. Further, as the reinforcing yarn of the braided layer, for example, a reinforcing yarn made of an X-ray non-passing material such as gold, platinum, silver, tungsten or the like and a braid made by mixing these X-ray non-passing material and a resin material. It may be. Further, the cross-sectional shape of the wire or fiber that becomes the reinforcing yarn of the braided layer is not particularly limited, and may be a circle, an ellipse, a triangle, a square, or a polygon, but preferably a circle and a rectangle (see FIG. Not shown).

上記補強層１３は、クロス式のスパイラル編組層、もしくは、ブレード（ｂｒａｉｄ）編組層であるが、コイルや中間チューブであってもよい。 The reinforcing layer 13 is a cross-type spiral braided layer or a braided braided layer, but may be a coil or an intermediate tube.

上記補強層１３を構成する編組層の補強糸の密度は、上記カテーテル１の長手方向の各部で変化させられている。この密度を大きくしたり小さくしたりすることにより、カテーテル１の各部の補強層１３による補強強度が大小変化させられる。上記密度とは広義のものであって、例えば、内層チューブ１１の外周面における単位面積当りや、内層チューブ１１の軸方向での単位長さ当りの上記補強糸の存在量（重量）であり、上記密度は編組密度ともいわれる。 The density of the reinforcing yarn of the braided layer constituting the reinforcing layer 13 is changed in each part of the catheter 1 in the longitudinal direction. By increasing or decreasing the density, the reinforcing strength of the reinforcing layer 13 at each part of the catheter 1 can be changed. The density is in a broad sense, and is, for example, the amount (weight) of the reinforcing yarn per unit area on the outer peripheral surface of the inner layer tube 11 or the unit length in the axial direction of the inner layer tube 11. The density is also called a braid density.

より具体的には、上記補強糸の密度の変化は、上記補強層１３をスパイラル編組層とし、その編組のスパイラルピッチを変化させることにより得られるようになっている。例えば、上記スパイラルピッチの変化の範囲はカテーテル１の長手方向で、０．１−５．０ｍｍであり、好ましくは、１．０−４．０ｍｍである。また、上記密度は、上記基部側２から先端部側５に向かうに従い小さくさせられている。なお、上記密度は、上記基部側２から先端部側５に向かうに従い大きくさせてもよく、カテーテル１の長手方向の各部でほぼ均一にしてもよい。 More specifically, the change in the density of the reinforcing yarn is obtained by making the reinforcing layer 13 a spiral braided layer and changing the spiral pitch of the braid. For example, the range of the change in the spiral pitch is 0.1-5.0 mm in the longitudinal direction of the catheter 1, and preferably 1.0-4.0 mm. Further, the density is decreased from the base side 2 toward the tip side 5. The density may be increased from the base side 2 toward the distal end side 5, or may be substantially uniform at each part in the longitudinal direction of the catheter 1.

カテーテル１の耐圧強度は、造影剤、治療薬、塞栓物質などの注入時の圧力に耐えるものであれば特に限定はない。注入時の圧力は診断や治療法によって異なるが、造影剤を注入する場合には高圧力になる場合が多い。一般的にカテーテル１における造影剤などの薬液の注入圧力は、ハブ３に接続する注入器具の注入圧力で１４０−２１０Ｎ／ｍｍ^２であるため、耐圧強度として２１０Ｎ／ｍｍ^２以上が好ましく、更には約７００Ｎ／ｍｍ^２で破裂しないことが好ましい。 The pressure resistance strength of the catheter 1 is not particularly limited as long as it can withstand the pressure at the time of injection of a contrast agent, a therapeutic agent, an embolic substance, or the like. The pressure at the time of injection varies depending on the diagnosis and treatment method, but when a contrast agent is injected, the pressure is often high. In general, the injection pressure of a medical solution such as a contrast medium in the catheter 1 is 140-210 N / mm ^{2 as} the injection pressure of an injection device connected to the hub 3, and therefore the pressure strength is preferably 210 N / mm ² or more, It is preferable not to burst at about 700 N / mm ² .

図２で示すように、Ｘ線透視下でカテーテル１の先端の位置を確認できるように、先端から０．５−５．０ｍｍ程度基部側２に離間した位置にＸ線不通過性材料製のマーカ７を外層チューブ１２の上に接着してもよいが、補強層１３における先端部側５の断端を覆うように設置することが好ましい。さらに、その上に外層チューブ１２が被覆され、ソフトチップ６と一体化になるように形成されるのがより好ましい。Ｘ線不通過性材料としては、例えば金、白金、銀、プラチナ（Ｐｔ）、タングステン等の金属材料から構成される。上記マーカ７の形状は密着巻きコイルや円筒状のバンドであってもよい。マーカ７の長さは、約０．３−１．２ｍｍの範囲でよいが、より好ましいのは０．５−１．０ｍｍの範囲である。上記マーカ７は、Ｘ線透視下で確認できることによって、血管系内におけるカテーテル１の先端部側５の位置を決定することができる。 As shown in FIG. 2, an X-ray impermeable material is formed at a position spaced about 0.5-5.0 mm from the distal end to the base side 2 so that the position of the distal end of the catheter 1 can be confirmed under fluoroscopy. The marker 7 may be adhered on the outer layer tube 12, but is preferably installed so as to cover the stump on the distal end side 5 in the reinforcing layer 13. Furthermore, it is more preferable that the outer layer tube 12 is coated thereon and formed so as to be integrated with the soft tip 6. The X-ray impermeable material is made of a metal material such as gold, platinum, silver, platinum (Pt), or tungsten. The shape of the marker 7 may be a tightly wound coil or a cylindrical band. The length of the marker 7 may be in the range of about 0.3-1.2 mm, more preferably in the range of 0.5-1.0 mm. The marker 7 can be confirmed under fluoroscopy, whereby the position of the distal end side 5 of the catheter 1 in the vascular system can be determined.

上記カテーテル１の表面処理は特に限定がなく、例えばレーザ研磨処理や、抗血栓性の処理、あるいは親水性高分子物質の処理を付与してもよい。その加工を施し、その基部側２の端部にハブ３を装着すれば、カテーテル装置Ａが完成する。 The surface treatment of the catheter 1 is not particularly limited, and for example, laser polishing treatment, antithrombotic treatment, or treatment of a hydrophilic polymer substance may be applied. When the processing is performed and the hub 3 is attached to the end portion on the base side 2, the catheter device A is completed.

また、上記カテーテル１の外径は、特に限定されないが、脳や肝臓臓器内の目的部位に各種治療薬や塞栓物質、あるいは造影剤などを投与、注入するために用いられるカテーテル１に適用する場合、例えば外径が０．５−１．０ｍｍ程度であることが好ましい。なお、カテーテル１以外に本発明のカテーテルを適応する場合には、前述の外径に限定されることは無い。 Further, the outer diameter of the catheter 1 is not particularly limited. However, the catheter 1 is applied to the catheter 1 used for administering and injecting various therapeutic agents, embolic substances, or contrast agents to a target site in the brain or liver organ. For example, the outer diameter is preferably about 0.5 to 1.0 mm. In addition, when applying the catheter of this invention other than the catheter 1, it is not limited to the above-mentioned outer diameter.

上記カテーテル１の用途は、特に限定されないが、例えば、ガイディングカテーテル、造影用カテーテル、各種バルーンカテーテル（ＰＴＣＡ用、ＰＴＡ用、ＩＡＢＰ用等）、超音波カテーテル、アテレクトミーカテーテル、内視鏡用カテーテル、各種吸引用カテーテル、各種留置カテーテル、薬液投与用カテーテル、脳や腹部等の臓器（例えば肝臓、腎臓、子宮等）内の目的部位に各種治療薬や塞栓物質、あるいは造影剤などを投与、注入するために用いられるカテーテル（塞栓術用カテーテル）等に適用することができる。 The use of the catheter 1 is not particularly limited. For example, a guiding catheter, a contrast catheter, various balloon catheters (for PTCA, PTA, IABP, etc.), an ultrasonic catheter, an atherectomy catheter, an endoscope catheter, Various aspiration catheters, various indwelling catheters, medicinal solution administration catheters, various therapeutic drugs, embolic substances, or contrast agents are administered and injected into target sites in organs such as the brain and abdomen (eg liver, kidney, uterus, etc.) Therefore, it can be applied to a catheter (embolization catheter) used for the purpose.

上記構成によれば、内層チューブ１１の外径寸法Ｄ２と補強層１３の内径寸法Ｄ３とを、上記カテーテル１の長手方向で、その基部側２よりも中途部１５をより小さくし、この中途部１５よりも先端部側５を更に小さくしている。 According to the above configuration, the outer diameter dimension D2 of the inner layer tube 11 and the inner diameter dimension D3 of the reinforcing layer 13 are made smaller in the longitudinal direction of the catheter 1, and the midway portion 15 is made smaller than the base side 2 thereof. The tip side 5 is made smaller than 15.

このため、上記カテーテル１の基部側２では、補強層１３の径寸法がより大きい分、軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできる。ここで、上記カテーテル１の基部側２に操作力（軸方向力、ねじり力）を与えることにより、このカテーテル１を体内で進行させる場合、この体内の各部位からの反力により、上記カテーテル１の基部側２には先端部側５に比べてより大きい軸方向の応力やねじりに基づく剪断応力が生じがちとなる。しかし、上記したように、先端部側５における軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできるため、上記基部側２がもつれやねじれなどで破損するということは防止される。つまり、カテーテル１の基部側２の耐キンク性能が向上する。 For this reason, on the base side 2 of the catheter 1, the larger the diameter of the reinforcing layer 13, the smaller the axial stress, and the greater the rigidity. Here, when the catheter 1 is advanced in the body by applying an operating force (axial force, torsional force) to the base side 2 of the catheter 1, the catheter 1 is caused by reaction force from each part in the body. The base side 2 tends to generate a greater axial stress or torsional shear stress than the tip side 5. However, as described above, the axial stress on the distal end side 5 can be suppressed to a low level and the rigidity can be increased, so that the base side 2 is prevented from being damaged by entanglement or twisting. That is, the kink resistance of the base side 2 of the catheter 1 is improved.

また、上記カテーテル１の先端部側５では、補強層１３の径寸法がより小さくなるため、上記先端部側５における可撓性をより向上させることができる。よって、上記したようにカテーテル１の基部側２に操作力を与えることにより、このカテーテル１を体内で進行させる場合、上記先端部側５は、上記体内の各部位から与えられる反力を和らげるよう円滑に屈曲させられながら、体内の腔構造に従って、所望部位に向かい進行させられる。つまり、体内でのカテーテル１の進行を円滑にさせることができる。 Moreover, since the diameter dimension of the reinforcement layer 13 becomes smaller at the distal end side 5 of the catheter 1, the flexibility at the distal end side 5 can be further improved. Therefore, when the catheter 1 is advanced in the body by applying an operating force to the base side 2 of the catheter 1 as described above, the distal end side 5 can reduce the reaction force applied from each part in the body. It is advanced toward the desired site according to the cavity structure in the body while being bent smoothly. That is, it is possible to smoothly advance the catheter 1 in the body.

しかも、上記したように、カテーテル１の中途部１５における補強層１３の径寸法は、上記基部側２と先端部側５とにおける補強層１３の各径寸法の中間の値である。このため、上記耐キンク性能や可撓性はカテーテル１の長手方向で緩やかに変化することとなる。よって、上記カテーテル１は、その長手方向の全体にわたり、耐キンク性能と可撓性とがバランスよく向上する。 Moreover, as described above, the diameter dimension of the reinforcing layer 13 in the middle portion 15 of the catheter 1 is an intermediate value between the diameter dimensions of the reinforcing layer 13 on the base side 2 and the distal end side 5. For this reason, the kink resistance and flexibility are gradually changed in the longitudinal direction of the catheter 1. Therefore, the catheter 1 improves kink resistance and flexibility in a well-balanced manner over the entire longitudinal direction.

また、前記したように、内層チューブ１１を、カテーテル１の長手方向のほぼ全体にわたり、同一材質の樹脂材により成形している。 Further, as described above, the inner layer tube 11 is formed of the same resin material over substantially the entire length of the catheter 1.

このため、カテーテル１の長手方向の各部で内層チューブ１１の樹脂材の材質を互いに変化させる、ということに比べて、上記カテーテル１の成形は容易にできる。 For this reason, compared with changing the material of the resin material of the inner layer tube 11 in each part of the longitudinal direction of the catheter 1, the said catheter 1 can be shape | molded easily.

また、前記したように、補強層１３を補強糸により編み組みされた編組層で構成し、この編組層の補強糸の密度を上記カテーテル１の長手方向の各部で変化させている。 Further, as described above, the reinforcing layer 13 is constituted by a braided layer braided with a reinforcing yarn, and the density of the reinforcing yarn of the braided layer is changed at each part in the longitudinal direction of the catheter 1.

このため、カテーテル１の長手方向の一部において、補強糸の密度を大きくすれば、補強層１３による補強強度が大きくなって、上記カテーテル１が体内を進行するとき、このカテーテル１の一部に生じる軸方向の応力を小さく抑制でき、かつ、剛性を大きくできる。一方、上記補強糸の密度を小さくすれば、補強層１３による補強強度が小さくなって、カテーテル１の一部の特性を上記と逆にでき、可撓性を向上させることができる。 For this reason, if the density of the reinforcing thread is increased in a part of the catheter 1 in the longitudinal direction, the reinforcing strength by the reinforcing layer 13 is increased, and when the catheter 1 advances in the body, The generated axial stress can be reduced and the rigidity can be increased. On the other hand, if the density of the reinforcing yarn is reduced, the reinforcing strength by the reinforcing layer 13 is reduced, the characteristics of a part of the catheter 1 can be reversed, and the flexibility can be improved.

よって、上記密度を任意に選択することにより、カテーテル１の長手方向の各部における耐キンク性能と可撓性とをそれぞれ所望状態にすることができる。この結果、体内でのカテーテル１の進行を更に円滑にさせることができる。 Therefore, by arbitrarily selecting the density, the kink resistance and flexibility at each part in the longitudinal direction of the catheter 1 can be set to desired states, respectively. As a result, the progress of the catheter 1 in the body can be made smoother.

なお、以上は図示の例によるが、上記カテーテル１の長手方向のほぼ全体にわたり、上記外層チューブ１２の外径寸法Ｄ５をほぼ一定にしてもよく、また、先端部側５に向かってのテーパ形状にしてもよい。また、上記中途部１５における段階的な径変化は、より多段にしてもよい。 Although the above is based on the illustrated example, the outer diameter D5 of the outer tube 12 may be made substantially constant over substantially the entire longitudinal direction of the catheter 1, and the tapered shape toward the distal end side 5 is possible. It may be. In addition, the stepwise diameter change in the midway portion 15 may be more stages.

以下の図３−５は、実施例２−４を示している。これら各実施例は、前記実施例１と構成、作用効果において多くの点で共通している。そこで、これら共通するものについては、図面に共通の符号を付してその重複した説明を省略し、異なる点につき主に説明する。また、これら各実施例における各部分の構成を、本発明の目的、作用効果に照らして種々組み合せてもよい。 The following FIGS. 3-5 show Example 2-4. Each of these embodiments is common in many respects to the configuration and operational effects of the first embodiment. Therefore, regarding these common items, common reference numerals are attached to the drawings, and redundant description thereof is omitted, and different points are mainly described. In addition, the configurations of the respective parts in each of these embodiments may be variously combined in light of the object and the effect of the present invention.

本発明をより詳細に説明するために、その実施例２を添付の図３に従って説明する。 In order to describe the present invention in more detail, the second embodiment will be described with reference to FIG.

図３において、上記カテーテル１の長手方向の各部における上記内層チューブ１１の樹脂材１１ａ−１１ｄの材質（特に、材質に基づく硬度）が互いに変化させられている。ここで、上記硬度とは、ＪＩＳ規格Ｋ−７２１５に従って計測されるショア硬度をいい、以下同じとする。 In FIG. 3, the materials (particularly the hardness based on the material) of the resin material 11a-11d of the inner layer tube 11 in each part in the longitudinal direction of the catheter 1 are changed. Here, the hardness means a Shore hardness measured according to JIS standard K-7215, and the same shall apply hereinafter.

上記構成によれば、上記各樹脂材１１ａ−１１ｄの材質を種々選択して変化させることにより、上記カテーテル１の長手方向の各部における耐キンク性能と可撓性とをそれぞれ所望状態にすることができる。よって、体内でのカテーテル１の進行をより円滑にさせることができる。 According to the said structure, the kink-proof performance and flexibility in each part of the longitudinal direction of the said catheter 1 can be made into a desired state by selecting and changing the material of each said resin material 11a-11d variously, respectively. it can. Therefore, the progression of the catheter 1 in the body can be made smoother.

また、上記内層チューブ１１を構成する上記各樹脂材１１ａ−１１ｄの硬度は、上記カテーテル１の基部側２から先端部側５に向かうに従い漸次小さくされている。 Further, the hardness of each of the resin materials 11 a to 11 d constituting the inner layer tube 11 is gradually reduced from the base side 2 to the distal end side 5 of the catheter 1.

このため、カテーテル１の基部側２の耐キンク性能の向上と、先端部側５の可撓性の向上とがより確実に得られ、しかも、上記各性能は、カテーテル１の長手方向で緩やかに変化させられる。よって、体内でのカテーテル１の進行を更に円滑にさせることができる。 For this reason, the improvement of the kink resistance on the proximal side 2 of the catheter 1 and the improvement of the flexibility on the distal end side 5 can be obtained more reliably, and each of the above performances is moderate in the longitudinal direction of the catheter 1. Can be changed. Therefore, the progression of the catheter 1 in the body can be further smoothed.

また、上記カテーテル１の長手方向における上記内層チューブ１１、外層チューブ１２、および補強層１３のそれぞれ径寸法の変化部分１９と、上記内層チューブ１１の樹脂材１１ａ−１１ｄの材質の変化部分２１とは、上記カテーテル１の長手方向で互いに偏位させられている。 Further, the diameter changing portion 19 of each of the inner layer tube 11, the outer layer tube 12 and the reinforcing layer 13 in the longitudinal direction of the catheter 1 and the material changing portion 21 of the resin material 11a-11d of the inner layer tube 11 are as follows. The catheters 1 are offset from each other in the longitudinal direction.

ここで、上記カテーテル１が体内の各部位から反力を与えられながらこの体内を進行するとき、上記各変化部分１９，２１には応力集中が生じがちとなるが、上記したように各変化部分１９，２１は、カテーテル１の長手方向で互いに偏位して分散させられている。よって、上記カテーテル１の一部に応力集中が生じて座屈などの破損が生じようとすることが防止され、体内でのカテーテル１の進行を更に円滑にさせることができる。 Here, when the catheter 1 travels through the body while being applied with a reaction force from each part in the body, stress concentration tends to occur in the change parts 19 and 21, but as described above, each change part 19 and 21 are deviated from each other in the longitudinal direction of the catheter 1 and dispersed. Therefore, it is possible to prevent stress concentration from occurring in a part of the catheter 1 and to cause damage such as buckling, and the catheter 1 can be smoothly advanced in the body.

なお、以上は図示の例によるが、内層チューブ１１を構成する各樹脂材１１ａ−１１ｄの数は、より少なくても、多くてもよい。 Although the above is based on the illustrated example, the number of resin materials 11a-11d constituting the inner layer tube 11 may be smaller or larger.

本発明をより詳細に説明するために、その実施例３を添付の図４に従って説明する。 In order to explain the present invention in more detail, Example 3 will be described with reference to FIG.

図４において、上記カテーテル１の径方向の各部における上記内層チューブ１１の樹脂材１１ｅ−１１ｈの材質（特に、材質に基づく硬度）が互いに変化させられている。これら各樹脂材１１ｅ−１１ｈは円形チューブであって，その長手方向の各部断面形状は互いにほぼ同じ大きさとされている。 In FIG. 4, the material (particularly hardness based on the material) of the resin material 11e-11h of the inner layer tube 11 in each part in the radial direction of the catheter 1 is changed. Each of these resin materials 11e-11h is a circular tube, and the sectional shape of each part in the longitudinal direction is substantially the same.

上記内層チューブ１１を構成する各樹脂材１１ｅ−１１ｈのうち、径方向の最内層に位置して上記管孔８を形成する樹脂材１１ｅの材質は、フッ素系の樹脂（ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）、ＰＦＡ、ＦＥＰ、ＥＴＦＥなど）とされる。これによれば、カテーテル１の管孔８にガイドワイヤを挿入して、このガイドワイヤを管孔８の内周面に対し摺動させるとき、その摺動抵抗を小さく抑制でき、上記カテーテル１に対するガイドワイヤの挿通を円滑にさせることができる。また、上記カテーテル１の管孔８に油性の薬物を注入してこの管孔８を流動させるとき、この管孔８の内周面に対する薬物の摩擦抵抗を小さく抑制でき、圧力損失の上昇を防止できる。 Of the resin materials 11e-11h constituting the inner layer tube 11, the material of the resin material 11e which is located in the innermost layer in the radial direction and forms the tube hole 8 is a fluororesin (PTFE (polytetrafluoroethylene). ), PFA, FEP, ETFE, etc.). According to this, when a guide wire is inserted into the tube hole 8 of the catheter 1 and the guide wire is slid with respect to the inner peripheral surface of the tube hole 8, the sliding resistance can be suppressed to a small value. The guide wire can be smoothly inserted. Further, when an oil-based drug is injected into the tube hole 8 of the catheter 1 to cause the tube hole 8 to flow, the frictional resistance of the drug against the inner peripheral surface of the tube hole 8 can be suppressed to a small level, thereby preventing an increase in pressure loss. it can.

また、上記内層チューブ１１を構成する樹脂材１１ｅ−１１ｈのうち、他の樹脂材１１ｆ−１１ｈの材質は、例えば、ポリウレタンエラストマー、ポリエステルエラストマー、ポリアミドエラストマー等の熱可塑性エラストマーであることが好ましく、これらの中でもポリアミドエラストマーであることがより好ましい。上記最内層の樹脂材１１ｅ以外の樹脂材１１ｆ−１１ｈをポリアミドエラストマーで構成した場合、押出による熱加工性に特に優れるという利点と外層に同じ種類のポリアミドエラストマー、ポリウレタンエラストマー、ポリエステルエラストマー等の熱可塑性エラストマーや、これらの混合物等を被覆層にした場合、内層と外層の樹脂がより高い密着性を有することになり、カテーテル１の硬度をより多い段階で変化させ、急激な硬度変化を無くすことが実現できる利点がある。 Of the resin materials 11e-11h constituting the inner layer tube 11, the material of the other resin materials 11f-11h is preferably a thermoplastic elastomer such as polyurethane elastomer, polyester elastomer, polyamide elastomer, etc. Of these, polyamide elastomer is more preferable. When the resin material 11f-11h other than the resin material 11e of the innermost layer is made of polyamide elastomer, the advantage that it is particularly excellent in heat processability by extrusion and the thermoplasticity of the same kind of polyamide elastomer, polyurethane elastomer, polyester elastomer, etc. in the outer layer When an elastomer or a mixture thereof is used as the coating layer, the resin of the inner layer and the outer layer has higher adhesion, and the hardness of the catheter 1 can be changed at a higher stage, and a sudden change in hardness can be eliminated. There are benefits that can be realized.

なお、上記内層チューブ１１の径寸法の変化部分１９の成形方法は硬度が異なるテーパ形状の同軸チューブを重ねて、熱融合した方法で成形してもよい。 In addition, the method of forming the diameter changing portion 19 of the inner layer tube 11 may be formed by a method in which tapered coaxial tubes having different hardnesses are stacked and thermally fused.

また、上記内層チューブ１１を構成する、各樹脂材１１ｅ−１１ｈのうち、上記最内層の樹脂材１１ｅの上記先端部側５の端部は、上記先端部側５の端部と同じところに位置し、最外層の樹脂材１１ｈに向かうに従い、その先端部側５の各端部は、より基部側２に位置することとされている。 In addition, among the resin materials 11e-11h constituting the inner layer tube 11, the end portion 5 on the distal end side 5 of the innermost resin material 11e is located at the same position as the end portion on the distal end portion side 5. Then, as it goes toward the outermost resin material 11 h, each end portion on the distal end side 5 is positioned closer to the base side 2.

上記内層チューブ１１の各樹脂材１１ｅ−１１ｈの各硬度は２９Ｄ−７７Ｄとされる。この場合、最内層の樹脂材１１ｅは大きい硬度とされる。他の樹脂材１１ｆ−１１ｈは、径方向の内方から外方に向かうに従い硬度がより大きくされている。なお、上記各樹脂材１１ｅ−１１ｈの硬度は特に限定されることはない。 Each hardness of each resin material 11e-11h of the inner layer tube 11 is 29D-77D. In this case, the innermost resin material 11e has a high hardness. The other resin material 11f-11h has a greater hardness as it goes from the inside in the radial direction to the outside. In addition, the hardness of each said resin material 11e-11h is not specifically limited.

上記構成によれば、上記カテーテル１の径方向の各部における上記内層チューブ１１の樹脂材１１ｅ−１１ｈの材質を互いに変化させている。 According to the said structure, the material of the resin material 11e-11h of the said inner layer tube 11 in each part of the radial direction of the said catheter 1 is changed mutually.

このため、上記各樹脂材１１ｅ−１１ｈの材質を種々選択して変化させることにより、上記カテーテル１の長手方向の各部における耐キンク性能と可撓性とをそれぞれ所望状態にすることができる。よって、体内でのカテーテル１の進行をより円滑にさせることができる。 For this reason, by selecting and changing the material of each of the resin materials 11e-11h, the kink resistance and flexibility of each portion in the longitudinal direction of the catheter 1 can be set to desired states, respectively. Therefore, the progression of the catheter 1 in the body can be made smoother.

上記カテーテル１の長手方向の各部における上記外層チューブ１２の樹脂材１２ａ−１２ｄの材質（特に、材質に基づく硬度）が互いに変化させられている。また、これら各樹脂材１２ａ−１２ｄの硬度は、上記カテーテル１の基部側２から先端部側５に向かうに従い漸次小さくされている。 The material (especially hardness based on the material) of the resin material 12a-12d of the outer layer tube 12 in each part in the longitudinal direction of the catheter 1 is changed. Further, the hardness of each of the resin materials 12a to 12d is gradually reduced from the proximal side 2 to the distal end side 5 of the catheter 1.

このため、上記カテーテル１の基部側２の耐キンク性能の向上と、先端部側５の可撓性の向上とがより確実に得られ、しかも、上記各性能は、カテーテル１の長手方向で緩やかに変化させられる。よって、体内でのカテーテル１の進行を更に円滑にさせることができる。 For this reason, an improvement in kink resistance on the proximal side 2 of the catheter 1 and an improvement in flexibility on the distal end side 5 can be obtained more reliably, and each performance is moderate in the longitudinal direction of the catheter 1. Can be changed. Therefore, the progression of the catheter 1 in the body can be further smoothed.

また、前記したように、カテーテル１の長手方向における上記補強層１３の内径寸法Ｄ３の変化部分１９と上記外層チューブ１２の樹脂材の材質の変化部分２３とを、上記カテーテル１の長手方向で互いに偏位させている。 Further, as described above, the changing portion 19 of the inner diameter D3 of the reinforcing layer 13 in the longitudinal direction of the catheter 1 and the changing portion 23 of the material of the resin material of the outer tube 12 are mutually connected in the longitudinal direction of the catheter 1. It is deviated.

ここで、上記カテーテル１が体内の各部位から反力を与えられながらこの体内を進行するとき、上記各変化部分１９，２３には応力集中が生じがちとなるが、上記したように各変化部分１９，２３は、カテーテル１の長手方向で互いに偏位して分散させられている。よって、上記カテーテル１の一部に応力集中が生じて座屈などの破損が生じようとすることが防止され、体内でのカテーテル１の進行を更に円滑にさせることができる。 Here, when the catheter 1 travels through the body while being applied with a reaction force from each part in the body, stress concentration tends to occur in each of the change parts 19 and 23. 19 and 23 are deviated from each other in the longitudinal direction of the catheter 1 and dispersed. Therefore, it is possible to prevent stress concentration from occurring in a part of the catheter 1 and to cause damage such as buckling, and the catheter 1 can be smoothly advanced in the body.

上記外層チューブ１２を構成する各樹脂材１２ａ−１２ｄの硬度は２５Ｄ−７７Ｄとされる。 The resin materials 12a-12d constituting the outer tube 12 have a hardness of 25D-77D.

なお、以上は図示の例によるが、内層チューブ１１を構成する各樹脂材１１ｅ−１１ｈと、外層チューブ１２を構成する各樹脂材１２ａ−１２ｄのそれぞれの数は、より少なくても、多くてもよい。 In addition, although the above is based on the example of illustration, each number of each resin material 11e-11h which comprises the inner layer tube 11, and each resin material 12a-12d which comprises the outer layer tube 12 may be smaller or more. Good.

次に、この実施例３についてのより具体的な実施例につき、説明する。 Next, a more specific example of the third example will be described.

上記カテーテル装置Ａを次のように成形した。 The catheter device A was formed as follows.

即ち、まず、直径０．５０ｍｍの銀メッキ軟銅線（芯材）の上に、無着色の水分散型ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）ディスパージョンの塗布と焼き付けを２回繰返して厚さ０．０２ｍｍのＰＴＦＥ被覆（１１ｅ）を成形し、外径が０．５４ｍｍのＰＴＦＥ被覆芯材を成形した。 That is, first, a non-colored water-dispersed polytetrafluoroethylene (PTFE) dispersion is applied and baked twice on a silver-plated annealed copper wire (core material) having a diameter of 0.50 mm, and the thickness is 0.02 mm. PTFE coating (11e) was molded, and a PTFE coated core material having an outer diameter of 0.54 mm was molded.

次に、上記芯材（長さ１４００ｍｍ）の上に内層チューブ１１の樹脂材１１ｆとして、ポリアミドエラストマー（ショア硬度５５Ｄ）、厚さ０．０２ｍｍ、長さ１１００ｍｍを成形した。また、内層チューブ１１の樹脂材１１ｇとして、ポリアミドエラストマー（ショア硬度６３Ｄ）、厚さ０．０２ｍｍ、長さ７５０ｍｍを成形した。また、内層チューブ１１の樹脂材１１ｈとして、ポリアミド１２（ショア硬度７７Ｄ）、厚さ０．０２ｍｍ、長さ１５０ｍｍを３層切替え式の押出成形方法で連続的に被覆して、テーパ状の多層の内層チューブ１１を成形した。 Next, a polyamide elastomer (Shore hardness 55D), a thickness of 0.02 mm, and a length of 1100 mm were formed as the resin material 11f of the inner layer tube 11 on the core material (length 1400 mm). Further, as the resin material 11g of the inner tube 11, a polyamide elastomer (Shore hardness 63D), a thickness of 0.02 mm, and a length of 750 mm was molded. Further, as the resin material 11h of the inner layer tube 11, polyamide 12 (Shore hardness 77D), thickness 0.02 mm, and length 150 mm are continuously covered by a three-layer switching type extrusion molding method to form a tapered multilayer Inner layer tube 11 was formed.

次に、上記の内層チューブ１１の外周部に、補強糸として直径２０μｍの金属線材１６本を巻付け、格子状に編み組んだ金属性補強層１３を成形した。 Next, 16 metal wires having a diameter of 20 μm were wound around the outer peripheral portion of the inner layer tube 11 as a reinforcing yarn to form a metallic reinforcing layer 13 braided in a lattice shape.

その後、補強層１３の上に、外層チューブ１２の樹脂材１２ｄとして、ポリアミドエラストマー（ショア硬度２９Ｄ）、厚さ０．０２ｍｍ、長さ２００ｍｍを成形した。また、外層チューブ１２の樹脂材１２ｃとして、ポリアミドエラストマー（ショア硬度４０Ｄ）、厚さ０．０２ｍｍ、長さ４１０ｍｍを成形した。また、外層チューブ１２の樹脂材１２ｂとして、ポリアミドエラストマー（ショア硬度７２Ｄ）、厚さ０．０３ｍｍ、長さ６５０ｍｍを成形した。また、外層チューブ１２の樹脂材１２ａとして、ポリアミド１２（ショア硬度７７Ｄ）、厚さ０．０３ｍｍ、長さ１４０ｍｍを成形した。そして、上記内、外層チューブ１１，１２を切替え式の押出成形方法で成形することにより、カテーテル１を成形した。 Thereafter, a polyamide elastomer (shore hardness 29D), a thickness of 0.02 mm, and a length of 200 mm was formed on the reinforcing layer 13 as the resin material 12d of the outer layer tube 12. Further, as the resin material 12c of the outer tube 12, a polyamide elastomer (Shore hardness 40D), a thickness of 0.02 mm, and a length of 410 mm was molded. Further, as the resin material 12b of the outer tube 12, a polyamide elastomer (Shore hardness 72D), a thickness of 0.03 mm, and a length of 650 mm was molded. Further, as the resin material 12a of the outer tube 12, a polyamide 12 (Shore hardness 77D), a thickness of 0.03 mm, and a length of 140 mm was molded. And the catheter 1 was shape | molded by shape | molding the said inner and outer layer tubes 11 and 12 with the switch-type extrusion method.

また、前述の通りに、カテーテル１の先端位置にＸ線不通過性のプラチナ（Ｐｔ）製コイルマーカ７を補強層１３の先端部側５の断端を覆うように埋設した。また、基部側２の端部にハブ３を装着し、上記カテーテル装置Ａを成形した。 In addition, as described above, the X-ray impermeable platinum (Pt) coil marker 7 was embedded at the distal end position of the catheter 1 so as to cover the stump on the distal end side 5 of the reinforcing layer 13. Further, the hub 3 was attached to the end portion on the base side 2 to mold the catheter device A.

本発明をより詳細に説明するために、その実施例４を添付の図５に従って説明する。 In order to explain the present invention in more detail, Example 4 will be described with reference to FIG.

図５において、上記カテーテル１の中途部１５は、上記基部側２から先端部側５に向かってのテーパ形状とされている。 In FIG. 5, the midway portion 15 of the catheter 1 has a tapered shape from the base side 2 toward the distal end side 5.

実施例１を示し、カテーテルを模式的に示した縦断面図である。1 is a longitudinal sectional view schematically showing a catheter according to Example 1. FIG. 実施例１を示し、カテーテル装置の部分破断全体図である。FIG. 1 is a partially broken overall view of a catheter device according to a first embodiment. 実施例２を示し、図１に相当する図である。FIG. 2 shows a second embodiment and corresponds to FIG. 実施例３を示し、図１に相当する図である。FIG. 10 is a diagram illustrating Example 3 and corresponding to FIG. 1. 実施例４を示し、図１に相当する図である。FIG. 10 shows a fourth embodiment and corresponds to FIG.

Explanation of symbols

１カテーテル
２基部側
５先端部側
８管孔
１１内層チューブ
１１ａ−１１ｄ樹脂材
１１ｅ−１１ｈ樹脂材
１２外層チューブ
１２ａ−１２ｄ樹脂材
１３補強層
１５中途部
１９変化部分
２１変化部分
２３変化部分
Ａカテーテル装置
Ｄ１径寸法
Ｄ２外径寸法
Ｄ３内径寸法
Ｄ４内径寸法
Ｄ５外径寸法 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Catheter 2 Base side 5 End part 8 Tube hole 11 Inner layer tube 11a-11d Resin material 11e-11h Resin material 12 Outer layer tube 12a-12d Resin material 13 Reinforcement layer 15 Middle part 19 Change part 21 Change part 23 Change part A Catheter Equipment D1 Diameter D2 Outer Diameter D3 Inner Diameter D4 Inner Diameter D5 Outer Diameter

Claims

In a catheter provided with an inner layer tube made of resin and laminated with each other, and a reinforcing layer interposed between these inner and outer layer tubes to reinforce the inner and outer layer tubes,
The outer diameter dimension of the inner layer tube and the inner diameter dimension of the reinforcing layer are characterized by making the midway part smaller than the base part side in the longitudinal direction of the catheter and further making the distal end side smaller than the midway part. And catheter.

The catheter according to claim 1, wherein the inner layer tube is formed of a resin material of the same material over substantially the entire longitudinal direction of the catheter.

3. The reinforcing layer according to claim 1, wherein the reinforcing layer comprises a braided layer braided with a reinforcing yarn, and the density of the reinforcing yarn of the braided layer is changed in each part in the longitudinal direction of the catheter. Catheter.

The catheter according to claim 1, wherein the material of the resin material of the inner tube at each part in the longitudinal direction of the catheter is changed.

5. The catheter according to claim 4, wherein the hardness of each resin material constituting the inner layer tube is decreased from the base side toward the distal end side of the catheter.

5. The changing portion of the inner diameter dimension of the reinforcing layer in the longitudinal direction of the catheter and the changing portion of the material of the resin material of the inner tube are displaced from each other in the longitudinal direction of the catheter. Or the catheter of 5.

The catheter according to claim 1, wherein the material of the resin material of the inner layer tube in each radial portion of the catheter is changed.

2. The resin material of the outer-layer tube at each part in the longitudinal direction of the catheter is changed, and the hardness of each resin material is decreased from the base side to the distal end side of the catheter. 8. The catheter according to any one of 7 to 7.

9. The changing portion of the inner diameter dimension of the reinforcing layer in the longitudinal direction of the catheter and the changing portion of the material of the resin material of the outer tube are displaced from each other in the longitudinal direction of the catheter. The catheter described.