JPH0663151A - 医療用ガイドワイヤー - Google Patents
医療用ガイドワイヤーInfo
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- JPH0663151A JPH0663151A JP4172090A JP17209092A JPH0663151A JP H0663151 A JPH0663151 A JP H0663151A JP 4172090 A JP4172090 A JP 4172090A JP 17209092 A JP17209092 A JP 17209092A JP H0663151 A JPH0663151 A JP H0663151A
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- Japan
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- guide wire
- alloy
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 座屈の防止、トルク伝達性、冷間成形性の向
上を図った医療用ガイドワイヤーの提供。 【構成】 内芯として、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金
でなる高弾性材を用い、合成樹脂被覆を施した医療用ガ
イドワイヤー。
上を図った医療用ガイドワイヤーの提供。 【構成】 内芯として、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金
でなる高弾性材を用い、合成樹脂被覆を施した医療用ガ
イドワイヤー。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、治療用または検査用カ
テーテルを血管、消化管、気管、その他体腔内の所定部
位にまで導入、留置するための医療用ガイドワイヤーに
関するものである。
テーテルを血管、消化管、気管、その他体腔内の所定部
位にまで導入、留置するための医療用ガイドワイヤーに
関するものである。
【０００２】
【従来の技術】カテーテルを血管等の分岐末梢部に導入
する場合、案内用として、まず、ガイドワイヤを目的部
まで導入する必要がある。その場合、目的部位は概して
細く、傷つき易いため、ガイドワイヤの先端部は、例え
ば、血管壁を傷つけることなく、蛇行血管でも形状順応
性が良く、複雑な血管分岐にも挿入可能となるような柔
軟性が要求される。他方、ガイドワイヤの先端部以外の
部分である本体部は手元でのねじり等の操作を先端部に
正確に伝えるためのトルク伝達性が要求され、したがっ
て、比較的剛性の大きいものでなければならない。従
来、このような特性を有する医療用ガイドワイヤーとし
て、ステンレス鋼線またはピアノ線からなるコイル状ガ
イドワイヤ、もしくはプラスチックモノフィラメントか
らなるガイドワイヤが使用されている。図１は、先端側
が順次柔軟性が大きくなるように先端部を先細りのテー
パ状とした内芯４を合成樹脂５で被覆してなる医療用ガ
イドワイヤー１の断面図である。また、図２はコイル状
ガイドワイヤ１′の断面図を示したものである。上記従
来のガイドワイヤは、いずれもその先端部もしくは全長
に、先端側に向けて次第に断面積が縮少するステンレス
鋼線、ピアノ線等の金属芯線２を包含することにより、
比較的剛性の大きい本体部と比較的柔軟な先端部とを形
成している。しかしながら、これら従来のガイドワイヤ
は塑性変形し易く、手元操作によってはガイドワイヤを
座屈させてしまうことがある。この座屈変形部はカテー
テルの進行に大きな抵抗となってカテーテルの円滑な導
入操作を困難にする。
する場合、案内用として、まず、ガイドワイヤを目的部
まで導入する必要がある。その場合、目的部位は概して
細く、傷つき易いため、ガイドワイヤの先端部は、例え
ば、血管壁を傷つけることなく、蛇行血管でも形状順応
性が良く、複雑な血管分岐にも挿入可能となるような柔
軟性が要求される。他方、ガイドワイヤの先端部以外の
部分である本体部は手元でのねじり等の操作を先端部に
正確に伝えるためのトルク伝達性が要求され、したがっ
て、比較的剛性の大きいものでなければならない。従
来、このような特性を有する医療用ガイドワイヤーとし
て、ステンレス鋼線またはピアノ線からなるコイル状ガ
イドワイヤ、もしくはプラスチックモノフィラメントか
らなるガイドワイヤが使用されている。図１は、先端側
が順次柔軟性が大きくなるように先端部を先細りのテー
パ状とした内芯４を合成樹脂５で被覆してなる医療用ガ
イドワイヤー１の断面図である。また、図２はコイル状
ガイドワイヤ１′の断面図を示したものである。上記従
来のガイドワイヤは、いずれもその先端部もしくは全長
に、先端側に向けて次第に断面積が縮少するステンレス
鋼線、ピアノ線等の金属芯線２を包含することにより、
比較的剛性の大きい本体部と比較的柔軟な先端部とを形
成している。しかしながら、これら従来のガイドワイヤ
は塑性変形し易く、手元操作によってはガイドワイヤを
座屈させてしまうことがある。この座屈変形部はカテー
テルの進行に大きな抵抗となってカテーテルの円滑な導
入操作を困難にする。
【０００３】このような座屈変形を回避し得るカテーテ
ル用ガイドワイヤとして、特公平２−２４５４８号は、
内芯材に超弾性合金（例えばＮi-Ｔi合金)を用いたガイ
ドワイヤを提案している。超弾性合金とは、別名擬弾性
合金とも呼ばれ、図３の比較例に示すように、回復可能
な弾性ひずみが大きく数％から十数％にも達し(図３で
は約４％で図示した)、かつ歪が増加しても荷重の大き
さが変わらないという特性を有している。超弾性合金を
用いたガイドワイヤは、柔軟でかなりの範囲までの変形
（約８％の歪み）に対しても復元性を有するため、操作
中折れ曲がりにくい、曲がりぐせがつきにくいなどの利
点を有する。しかし、このガイドワイヤは、先端部の柔
軟性は大きいが、本体部の弾性が低い点で問題があり、
特に、基端部または本体部の径を0.5mm以下とした場合
は、剛性が不十分でトルク伝達性に劣るという問題点が
ある。さらに、超弾性特性を有するために、挿入性の点
から先端部を目的部位に応じて、所要の形状に予め湾曲
成形する場合、冷間曲げすることが困難であるという問
題点を有する。
ル用ガイドワイヤとして、特公平２−２４５４８号は、
内芯材に超弾性合金（例えばＮi-Ｔi合金)を用いたガイ
ドワイヤを提案している。超弾性合金とは、別名擬弾性
合金とも呼ばれ、図３の比較例に示すように、回復可能
な弾性ひずみが大きく数％から十数％にも達し(図３で
は約４％で図示した)、かつ歪が増加しても荷重の大き
さが変わらないという特性を有している。超弾性合金を
用いたガイドワイヤは、柔軟でかなりの範囲までの変形
（約８％の歪み）に対しても復元性を有するため、操作
中折れ曲がりにくい、曲がりぐせがつきにくいなどの利
点を有する。しかし、このガイドワイヤは、先端部の柔
軟性は大きいが、本体部の弾性が低い点で問題があり、
特に、基端部または本体部の径を0.5mm以下とした場合
は、剛性が不十分でトルク伝達性に劣るという問題点が
ある。さらに、超弾性特性を有するために、挿入性の点
から先端部を目的部位に応じて、所要の形状に予め湾曲
成形する場合、冷間曲げすることが困難であるという問
題点を有する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、医療用ガイ
ドワイヤーにおける前記従来の問題点、すなわち、ステ
ンレス鋼やピアノ線の塑性変形し易いことによる座屈、
および超弾性合金の基端部のトルク伝達性が悪く、手元
での操作が先端部まで伝わりにくい点、冷間での成形性
が悪いために、先端部を所要の形状に冷間曲げすること
ができない点を解消した医療用ガイドワイヤーを提供す
ることを目的とする。
ドワイヤーにおける前記従来の問題点、すなわち、ステ
ンレス鋼やピアノ線の塑性変形し易いことによる座屈、
および超弾性合金の基端部のトルク伝達性が悪く、手元
での操作が先端部まで伝わりにくい点、冷間での成形性
が悪いために、先端部を所要の形状に冷間曲げすること
ができない点を解消した医療用ガイドワイヤーを提供す
ることを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記問題点を
解決するため、弾性金属でなる内芯を、合成樹脂でなる
被覆部によって被覆してなる医療用ガイドワイヤーにお
いて、前記内芯をＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金でなる
高弾性材によって形成したことを特徴とする医療用ガイ
ドワイヤーである。本発明において、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ
−Ｆｅ系合金は、その弾性限度が70〜160kgf/mm2である
ことが、耐座屈性、先端の成形性の点から望ましい。ま
た内芯は、先端部の柔軟性を大きくするため、基端部よ
り先端部を細くしたテーパ状になっていることが好まし
く、さらには先端テーパ部の長さは、10〜200mm、先端
の外径は0.01〜0.2mm、基端部の外径は0.1〜0.6mmであ
ることが使い勝手および製作の点から、それぞれ好まし
い。前記被覆部は、ガイドワイヤの全体または先端部の
みを被覆してなり、被覆部の厚さは、0.05〜0.5mmであ
ることが好ましい。さらに上記被覆部は、比較的広い弾
性領域を持つ弾性金属体でなる内芯に被覆可能で、かつ
内芯の物性を著しく損なわない合成樹脂であれば使用可
能であるが、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリエス
テル、ポリプロピレン、ポリアミド、ポリウレタン、ポ
リスチレン、フッ素樹脂、シリコーンゴムもしくは各々
のエラストマおよび複合材料等が好ましい。また、その
表面をさらに抗血栓性処理、および／または潤滑化処理
してもよい。
解決するため、弾性金属でなる内芯を、合成樹脂でなる
被覆部によって被覆してなる医療用ガイドワイヤーにお
いて、前記内芯をＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金でなる
高弾性材によって形成したことを特徴とする医療用ガイ
ドワイヤーである。本発明において、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ
−Ｆｅ系合金は、その弾性限度が70〜160kgf/mm2である
ことが、耐座屈性、先端の成形性の点から望ましい。ま
た内芯は、先端部の柔軟性を大きくするため、基端部よ
り先端部を細くしたテーパ状になっていることが好まし
く、さらには先端テーパ部の長さは、10〜200mm、先端
の外径は0.01〜0.2mm、基端部の外径は0.1〜0.6mmであ
ることが使い勝手および製作の点から、それぞれ好まし
い。前記被覆部は、ガイドワイヤの全体または先端部の
みを被覆してなり、被覆部の厚さは、0.05〜0.5mmであ
ることが好ましい。さらに上記被覆部は、比較的広い弾
性領域を持つ弾性金属体でなる内芯に被覆可能で、かつ
内芯の物性を著しく損なわない合成樹脂であれば使用可
能であるが、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリエス
テル、ポリプロピレン、ポリアミド、ポリウレタン、ポ
リスチレン、フッ素樹脂、シリコーンゴムもしくは各々
のエラストマおよび複合材料等が好ましい。また、その
表面をさらに抗血栓性処理、および／または潤滑化処理
してもよい。
【０００６】
【作用】本発明は、弾性金属でなる内芯を、合成樹脂で
なる被覆部によって被覆してなる医療用ガイドワイヤー
において、前記内芯をＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金で
なる高弾性材によって形成したことによって、芯線の弾
性率が高く、かつ適度な弾性限度を有しているため、
（１）座屈が生じ難く、非常にトルク伝達性に優れ、特
に細いガイドワイヤにおいても、優れた操作性を有す
る。（２）常温における変形においても可塑性を有する
ため、使用時に所要の形状に容易に変形できる。本発明
は、容易に座屈し難く、手元操作性、先端の成形性が優
れたガイドワイヤを目的に各種の弾性材の弾性歪特性に
ついて研究した結果、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金高
弾性材は、弾性係数が高く、かつ高弾性限度としても冷
間成形可能で、高弾性限度であることにより、座屈を生
ずることなく小径化でき、所定部位に挿入するに十分な
柔軟性と剛性を備えると共に、特に優れたトルク伝達性
を有し、ガイドワイヤ用の内心材としての特性に優れる
ことを見出したことに基づくものである。
なる被覆部によって被覆してなる医療用ガイドワイヤー
において、前記内芯をＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金で
なる高弾性材によって形成したことによって、芯線の弾
性率が高く、かつ適度な弾性限度を有しているため、
（１）座屈が生じ難く、非常にトルク伝達性に優れ、特
に細いガイドワイヤにおいても、優れた操作性を有す
る。（２）常温における変形においても可塑性を有する
ため、使用時に所要の形状に容易に変形できる。本発明
は、容易に座屈し難く、手元操作性、先端の成形性が優
れたガイドワイヤを目的に各種の弾性材の弾性歪特性に
ついて研究した結果、Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金高
弾性材は、弾性係数が高く、かつ高弾性限度としても冷
間成形可能で、高弾性限度であることにより、座屈を生
ずることなく小径化でき、所定部位に挿入するに十分な
柔軟性と剛性を備えると共に、特に優れたトルク伝達性
を有し、ガイドワイヤ用の内心材としての特性に優れる
ことを見出したことに基づくものである。
【０００７】本発明の高弾性合金は、従来の１８−８等
のステンレス鋼やピアノ線（炭素鋼）等の弾性合金より
も弾性係数が数段大きく(20000〜23000kgf/mm2)、かつ
弾性限度(降伏応力)が極めて高い特性を有するものであ
る。したがって、押したり引いたりあるいは回転させな
がらの、ガイドワイヤの手元操作で正確に所定部位に挿
入することができる。すなわち、高弾性限度のため、使
用中の応力をこの範囲内とすることができ、したがっ
て、変形中にはヒステリス、つまりエネルギ損失がな
く、かつ弾性係数が高いからわずかの操作量でも確実に
先端部まで伝達され、また弾性限度が高いことにより、
強い操作力に対しても永久変形し難く、また、特に先端
部の繰返し塑性変形によっても疲労破壊し難いガイドワ
イヤを得ることが可能となる。本発明において、塑性変
形し難く優れたトルク伝達性を得る上で弾性限度および
弾性係数は大きいほど好ましいが、弾性限が160kgf/mm2
以上では延性が低下して、曲げ加工等の冷間成形がやや
困難となり、一方70kgf/mm2以下では剛性が不十分とな
り、塑性変形し易く線径を太くする必要がある。このた
め、複雑な血管内への挿入性が悪くなる。このため、弾
性限は70〜160kgf/mm2とすることが好ましい。
のステンレス鋼やピアノ線（炭素鋼）等の弾性合金より
も弾性係数が数段大きく(20000〜23000kgf/mm2)、かつ
弾性限度(降伏応力)が極めて高い特性を有するものであ
る。したがって、押したり引いたりあるいは回転させな
がらの、ガイドワイヤの手元操作で正確に所定部位に挿
入することができる。すなわち、高弾性限度のため、使
用中の応力をこの範囲内とすることができ、したがっ
て、変形中にはヒステリス、つまりエネルギ損失がな
く、かつ弾性係数が高いからわずかの操作量でも確実に
先端部まで伝達され、また弾性限度が高いことにより、
強い操作力に対しても永久変形し難く、また、特に先端
部の繰返し塑性変形によっても疲労破壊し難いガイドワ
イヤを得ることが可能となる。本発明において、塑性変
形し難く優れたトルク伝達性を得る上で弾性限度および
弾性係数は大きいほど好ましいが、弾性限が160kgf/mm2
以上では延性が低下して、曲げ加工等の冷間成形がやや
困難となり、一方70kgf/mm2以下では剛性が不十分とな
り、塑性変形し易く線径を太くする必要がある。このた
め、複雑な血管内への挿入性が悪くなる。このため、弾
性限は70〜160kgf/mm2とすることが好ましい。
【０００８】本発明のＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金の
高弾性材としては、通常のＣo基ばね材料として用いら
れている組成の合金が良く、重量%で28〜50%Ｃo,10〜30
%Ｎi,10〜30%Ｃr,残部Ｆeでなる合金、およびさらに加
工性の改善を目的にＮiの一部をＭnで、弾性限度の改善
を目的にＣrの一部をＭo,Ｗでそれぞれ置換した合金あ
るいは強度の一層の改善を目的にＴi,Ｎb,Ｔa,Ｂeを含
有したＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金が好ましい。これ
らの高弾性合金としては、例えば、40Ｃo,22Ｎi,25Ｃr,
2Ｍn,0.17Ｃ,0.03Ｂe,残部Ｆeおよび、40Ｃo,15Ｎi,20
Ｃr,2Ｍn,7Ｍo,0.15Ｃ,0.03Ｂe,残部ＦeのElgiloy,42Ｃ
o,13Ｎi,20Ｃr,1.6Ｍn,2Ｍo,2.8Ｗ,0.2Ｃ,0.04Ｂe,残部
ＦeのDinavar,45Ｃo,21Ｎi,18Ｃr,1Ｍn,4Ｍo,1Ｔi,0.02
Ｃ,0.3Ｂe,残部ＦeのNivaflex,34Ｃo,21Ｎi,14Ｃr,0.5
Ｍn,6Ｍo,2.5Ｎb,0.5Ｔa,残部ＦeのVimetal等のＣｏ−
Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金が知られている。本発明でいう
Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金とはこれらの合金を包含
する概念である。これの合金は、溶解、鍛造、熱間加工
後、冷間伸線および焼鈍を繰り返した後、1100℃以上の
温度で溶体化処理後、30%以上で所定寸法に伸線加工を
施し、350〜650℃の温度で時効処理することにより、弾
性係数が20000kgf/mm2以上、弾性限度が70kgf/mm2以上
の特性が得られるものである。
高弾性材としては、通常のＣo基ばね材料として用いら
れている組成の合金が良く、重量%で28〜50%Ｃo,10〜30
%Ｎi,10〜30%Ｃr,残部Ｆeでなる合金、およびさらに加
工性の改善を目的にＮiの一部をＭnで、弾性限度の改善
を目的にＣrの一部をＭo,Ｗでそれぞれ置換した合金あ
るいは強度の一層の改善を目的にＴi,Ｎb,Ｔa,Ｂeを含
有したＣｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金が好ましい。これ
らの高弾性合金としては、例えば、40Ｃo,22Ｎi,25Ｃr,
2Ｍn,0.17Ｃ,0.03Ｂe,残部Ｆeおよび、40Ｃo,15Ｎi,20
Ｃr,2Ｍn,7Ｍo,0.15Ｃ,0.03Ｂe,残部ＦeのElgiloy,42Ｃ
o,13Ｎi,20Ｃr,1.6Ｍn,2Ｍo,2.8Ｗ,0.2Ｃ,0.04Ｂe,残部
ＦeのDinavar,45Ｃo,21Ｎi,18Ｃr,1Ｍn,4Ｍo,1Ｔi,0.02
Ｃ,0.3Ｂe,残部ＦeのNivaflex,34Ｃo,21Ｎi,14Ｃr,0.5
Ｍn,6Ｍo,2.5Ｎb,0.5Ｔa,残部ＦeのVimetal等のＣｏ−
Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金が知られている。本発明でいう
Ｃｏ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金とはこれらの合金を包含
する概念である。これの合金は、溶解、鍛造、熱間加工
後、冷間伸線および焼鈍を繰り返した後、1100℃以上の
温度で溶体化処理後、30%以上で所定寸法に伸線加工を
施し、350〜650℃の温度で時効処理することにより、弾
性係数が20000kgf/mm2以上、弾性限度が70kgf/mm2以上
の特性が得られるものである。
【０００９】
(実施例)以下、本発明を実施例により説明する。図１
は、該実施例で試作した医療用ガイドワイヤーの長手方
向の断面図である。 芯用材料として、41%Ｃo-16%Ｎi-
20%Ｃr-7%Ｍo-0.05Ｂe-0.08Ｃ-残部ＦeよりなるＣｏ−
Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金を真空誘導炉で溶解し、鍛造
後、1100℃以上の温度で熱間圧延を行ない、線径6mmφ
に圧延した。次に該圧延材を1100℃で焼鈍後急冷し、加
工率70%の冷間伸線と焼鈍を繰り返して0.55mmφの線材
とした。その後、1100℃で溶体化処理後、加工率70%で
0.3mmφに最終冷間伸線後、300,450,550,650℃でそれぞ
れ4時間、水素雰囲気中で時効処理を施して表１に本発
明ワイヤとして示す４種の素材を製作した。該素材か
ら、先端テーパ部長さ 100mm、先端部の直径が0.1mm
で、先端部に向けて次第に細くなるテーパの内芯を加工
した。被覆部は、熱可塑性エラストマのポリウレタンを
用い、外径が0.6mmになるように被覆した。
は、該実施例で試作した医療用ガイドワイヤーの長手方
向の断面図である。 芯用材料として、41%Ｃo-16%Ｎi-
20%Ｃr-7%Ｍo-0.05Ｂe-0.08Ｃ-残部ＦeよりなるＣｏ−
Ｎｉ−Ｃｒ−Ｆｅ系合金を真空誘導炉で溶解し、鍛造
後、1100℃以上の温度で熱間圧延を行ない、線径6mmφ
に圧延した。次に該圧延材を1100℃で焼鈍後急冷し、加
工率70%の冷間伸線と焼鈍を繰り返して0.55mmφの線材
とした。その後、1100℃で溶体化処理後、加工率70%で
0.3mmφに最終冷間伸線後、300,450,550,650℃でそれぞ
れ4時間、水素雰囲気中で時効処理を施して表１に本発
明ワイヤとして示す４種の素材を製作した。該素材か
ら、先端テーパ部長さ 100mm、先端部の直径が0.1mm
で、先端部に向けて次第に細くなるテーパの内芯を加工
した。被覆部は、熱可塑性エラストマのポリウレタンを
用い、外径が0.6mmになるように被覆した。
【００１０】(比較例)比較例の芯材にはＮｉ−Ｔｉ系超
弾性合金（Ｎｉ：52原子%、Ｔｉ：残部)の直径0.3mmの
ものを用い、実施例１と同形状、同被覆部とした。図３
は、実施例のうち450℃時効処理によるもの(表１の１）
および比較例のそれぞれ素材状態における応力−歪み曲
線の例を示したものである。また、表１は実施例の４種
および比較例の、それぞれ素材について弾性特性とトル
ク伝達性および冷間曲げ性を示したものである。伝達可
能トルクは素材の先端をトルク計で保持し、基端部から
捩り変形を与えた後、該変形を解除して永久捩り変形が
発生してないことを確認した後、さらに大きな変形を与
えることを繰り返して、永久捩り変形が発生しない最大
トルクを求めた。捩り剛性比は、所定のトルクを加えた
時の捩じれ角度を比較例を１とした時の捩れ角度を比較
例を１とした指数で示した。また、冷間曲げ性は直径5m
mφの円柱に巻き付けたときの状況により評価した。表
１から明らかなように、本発明合金線材は、伝達可能ト
ルクおよび捩り剛性比が大きく、かつ４を除いて冷間成
形可能であることがわかる。これに対し、従来のＮｉ−
Ｔｉ系超弾性合金は弾性係数が小さく、伝達可能トルク
が低く、またほとんど曲がらずＪ字状に加工できなかっ
た。本発明ワイヤ４は、内芯として直径0.3mmの素線で
テストしたが、本ワイヤ４は高弾性限の合金材を使用す
るものであるため、素線径を小さくすることができ、こ
れにより冷間曲げにおいて折損を防止することができ
る。
弾性合金（Ｎｉ：52原子%、Ｔｉ：残部)の直径0.3mmの
ものを用い、実施例１と同形状、同被覆部とした。図３
は、実施例のうち450℃時効処理によるもの(表１の１）
および比較例のそれぞれ素材状態における応力−歪み曲
線の例を示したものである。また、表１は実施例の４種
および比較例の、それぞれ素材について弾性特性とトル
ク伝達性および冷間曲げ性を示したものである。伝達可
能トルクは素材の先端をトルク計で保持し、基端部から
捩り変形を与えた後、該変形を解除して永久捩り変形が
発生してないことを確認した後、さらに大きな変形を与
えることを繰り返して、永久捩り変形が発生しない最大
トルクを求めた。捩り剛性比は、所定のトルクを加えた
時の捩じれ角度を比較例を１とした時の捩れ角度を比較
例を１とした指数で示した。また、冷間曲げ性は直径5m
mφの円柱に巻き付けたときの状況により評価した。表
１から明らかなように、本発明合金線材は、伝達可能ト
ルクおよび捩り剛性比が大きく、かつ４を除いて冷間成
形可能であることがわかる。これに対し、従来のＮｉ−
Ｔｉ系超弾性合金は弾性係数が小さく、伝達可能トルク
が低く、またほとんど曲がらずＪ字状に加工できなかっ
た。本発明ワイヤ４は、内芯として直径0.3mmの素線で
テストしたが、本ワイヤ４は高弾性限の合金材を使用す
るものであるため、素線径を小さくすることができ、こ
れにより冷間曲げにおいて折損を防止することができ
る。
【００１１】
【表１】
【００１２】実際の操作を調べるため、実施例１および
比較例のガイドワイヤをニプロ社製血管造影用カテーテ
ル（外径：1.6mm、内径:1.1mm、長さ:650mm、シェファ
ードフックモディファイド型、型番:133、材質:ナイロ
ン)に入れ、回転させ、トルク伝達性を調べた。その結
果を表２に示す。表２から本発明のガイドワイヤはトル
ク伝達性が高いことがわかる。
比較例のガイドワイヤをニプロ社製血管造影用カテーテ
ル（外径：1.6mm、内径:1.1mm、長さ:650mm、シェファ
ードフックモディファイド型、型番:133、材質:ナイロ
ン)に入れ、回転させ、トルク伝達性を調べた。その結
果を表２に示す。表２から本発明のガイドワイヤはトル
ク伝達性が高いことがわかる。
【００１３】
【表２】
【００１４】
【発明の効果】以上述べたように、本発明の医療用ガイ
ドワイヤーは、トルク伝達性に優れかつ屈曲による残留
歪みもほとんどなく、操作性も良好である。また、先端
部においては、冷間加工性に優れ、合成樹脂を被覆した
状態でも目的部位に応じた形状の変形が可能である。
ドワイヤーは、トルク伝達性に優れかつ屈曲による残留
歪みもほとんどなく、操作性も良好である。また、先端
部においては、冷間加工性に優れ、合成樹脂を被覆した
状態でも目的部位に応じた形状の変形が可能である。
【図１】従来の医療用ガイドワイヤーの断面図である。
【図２】本発明の実施例および比較例の医療用ガイドワ
イヤーの断面図である。
イヤーの断面図である。
【図３】本発明の実施例および比較例の芯線の応力歪み
曲線を示す図である。
曲線を示す図である。
１，１′ ガイドワイヤー ２，４ 内芯 ３ コイルスプリング ５ 合成樹脂被覆部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 佐々木 計 島根県安来市安来町2107番地の２ 日立金 属株式会社安来工場内 (72)発明者 浦川 健一 大阪府中央区北浜三丁目５番29号 日立金 属株式会社関西支店内
Claims (3)
- 【請求項１】 弾性金属でなる内芯を、合成樹脂でなる
被覆部によって被覆してなる医療用ガイドワイヤーにお
いて、前記内芯をＣo-Ｎi-Ｃr-Ｆe系合金でなる高弾性
材としたことを特徴とする医療用ガイドワイヤー。 - 【請求項２】 Ｃo-Ｎi-Ｃr-Ｆe系合金は、弾性限度が7
0〜160kgf/mm2であることを特徴とする請求項１の医療
用ガイドワイヤー。 - 【請求項３】 内芯が先端に向かって柔軟性が順次大き
くなるように先端部を先細りのテーパ状としたことを特
徴とする請求項１または２の医療用ガイドワイヤー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4172090A JPH0663151A (ja) | 1992-01-24 | 1992-06-30 | 医療用ガイドワイヤー |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4-34155 | 1992-01-24 | ||
| JP3415592 | 1992-01-24 | ||
| JP4172090A JPH0663151A (ja) | 1992-01-24 | 1992-06-30 | 医療用ガイドワイヤー |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0663151A true JPH0663151A (ja) | 1994-03-08 |
Family
ID=26372938
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4172090A Pending JPH0663151A (ja) | 1992-01-24 | 1992-06-30 | 医療用ガイドワイヤー |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0663151A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6800153B2 (en) | 1999-09-10 | 2004-10-05 | Terumo Corporation | Method for producing β-titanium alloy wire |
| JP2005528126A (ja) * | 2001-10-05 | 2005-09-22 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 複合ガイドワイヤ |
| WO2008139829A1 (ja) * | 2007-05-09 | 2008-11-20 | Japan Science And Technology Agency | ガイドワイヤ及びステント |
| US7892187B2 (en) | 2002-08-23 | 2011-02-22 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US9056189B2 (en) | 2002-08-08 | 2015-06-16 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
-
1992
- 1992-06-30 JP JP4172090A patent/JPH0663151A/ja active Pending
Cited By (13)
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| US6800153B2 (en) | 1999-09-10 | 2004-10-05 | Terumo Corporation | Method for producing β-titanium alloy wire |
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| US9295814B2 (en) | 2002-08-08 | 2016-03-29 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US9056189B2 (en) | 2002-08-08 | 2015-06-16 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US8109887B2 (en) | 2002-08-23 | 2012-02-07 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US7922673B2 (en) | 2002-08-23 | 2011-04-12 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US8124905B2 (en) | 2002-08-23 | 2012-02-28 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US8348860B2 (en) | 2002-08-23 | 2013-01-08 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US7892187B2 (en) | 2002-08-23 | 2011-02-22 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire |
| US8052620B2 (en) | 2007-05-09 | 2011-11-08 | Japan Science And Technology Agency | Guide wire and stent |
| JP5295104B2 (ja) * | 2007-05-09 | 2013-09-18 | 独立行政法人科学技術振興機構 | ガイドワイヤ及びステント |
| US8568470B2 (en) | 2007-05-09 | 2013-10-29 | Japan Science And Technology Agency | Guide wire and stent |
| WO2008139829A1 (ja) * | 2007-05-09 | 2008-11-20 | Japan Science And Technology Agency | ガイドワイヤ及びステント |
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