JPH0669495B2 - Guide wire for catheter - Google Patents
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- JPH0669495B2 JPH0669495B2 JP62331578A JP33157887A JPH0669495B2 JP H0669495 B2 JPH0669495 B2 JP H0669495B2 JP 62331578 A JP62331578 A JP 62331578A JP 33157887 A JP33157887 A JP 33157887A JP H0669495 B2 JPH0669495 B2 JP H0669495B2
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、血管もしくは消化管、気管内の目的部位に、
治療用もしくは県作用のカテーテルを導入するためのカ
テーテル用ガイドワイヤーに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial field of application] The present invention relates to a target site in a blood vessel, a digestive tract, or a trachea,
The present invention relates to a catheter guide wire for introducing a therapeutic or prefectural action catheter.
［従来の技術］ 従来、カテーテル用ガイドワイヤーとして、ステレンス
線またはピアノ線からなるコイルスプリングを用いたガ
イドワイヤー、またプラスチック製のモノフィラメント
を用いたガイドワイヤーが使用されていた。そして、ガ
イドワイヤーとしては、先端が直線状のものと、先端が
Ｊ型に湾曲したものとがある。[Prior Art] Conventionally, as a guide wire for a catheter, a guide wire using a coil spring composed of a stainless wire or a piano wire and a guide wire using a monofilament made of plastic have been used. As the guide wire, there are a guide wire having a straight tip and a guide wire having a J-shaped tip.
ガイドワイヤーは、カテーテルとともに血管内に挿入し
た後、目的の血管部位にカテーテルを到達させるため、
カテーテルの先端より所定の長さだけ突出させガイドワ
イヤーの先端部をカテーテルより先行させて押し進め
る。そこで、ガイドワイヤーの先端部には、血管壁に損
傷を与えることなく、蛇行した血管内や複雑な血管分岐
にも挿入ができるために柔軟性が要求される。しかし、
上記のガイドワイヤーでは、その先端部が一般金属素材
またはプラスチックにて形成されているので、十分な柔
軟性、さらに復元性を有していなかった。After inserting the guide wire into the blood vessel together with the catheter, the catheter reaches the target blood vessel site,
The catheter is protruded by a predetermined length from the distal end of the catheter and the distal end of the guide wire is pushed ahead of the catheter. Therefore, the distal end portion of the guide wire is required to be flexible because it can be inserted into a meandering blood vessel or a complicated blood vessel branch without damaging the blood vessel wall. But,
Since the tip portion of the above guide wire is formed of a general metal material or plastic, it does not have sufficient flexibility and restoration property.
そこで、本件出願人は、上記問題点を解決したガイドワ
イヤーを提案している（特開昭60-63065号公報、特開昭
60-63066号公報）。Therefore, the applicant of the present application has proposed a guide wire that solves the above problems (Japanese Patent Laid-Open No. 60-63065 and Japanese Patent Laid-Open No. Sho 63-63065).
60-63066 publication).
上記ガイドワイヤーにおいて、十分な柔軟性、復元性を
有するが、直線状のガイドワイヤーでは、大動脈の蛇行
の少ない患者、一般に若い患者には十分に使用できる
が、老齢の患者で、大動脈が大きく蛇行した患者、動脈
血管内にコレステロールや脂肪分等が多量に付着した患
者では、上記のような先端が直線状のガイドワイヤーで
は、挿入が困難な場合があることから、先端が湾曲して
いるガイドワイヤーが使用されていた。In the above guide wire, it has sufficient flexibility and resilience, but a straight guide wire can be sufficiently used for patients with few meandering of the aorta, generally young patients, but in old patients, the aorta meanders greatly. In patients who have had a large amount of cholesterol or fat in the arterial blood vessels, it may be difficult to insert the guide wire with a straight tip as described above. Was used.
しかし、上記のように、先端が湾曲したガイドワイヤー
は、カテーテルを大腿動脈に挿入するために穿刺される
セルディンガー針内に、挿入することが困難であるとい
う問題点を有していた。However, as described above, the guide wire having a curved tip has a problem that it is difficult to insert the guide wire into the Seldinger needle that is punctured to insert the catheter into the femoral artery.
［発明が解決しようとする問題点］ 上記の特開昭60-63065号公報、特開昭60-63066号公報に
示されるガイドワイヤーにおいて、十分な柔軟性、復元
性を有するが、先端が湾曲したガイドワイヤーでは、カ
テーテルを大腿動脈に挿入するために穿刺されるセルデ
ィンガー針内に、挿入することが困難であるという問題
点を有していた。[Problems to be Solved by the Invention] In the guide wires disclosed in the above-mentioned JP-A-60-63065 and JP-A-60-63066, the guide wire has sufficient flexibility and restoreability, but the tip is curved. The guide wire has a problem that it is difficult to insert the catheter into the Seldinger needle that is punctured to insert the catheter into the femoral artery.
そこで、本発明の目的は、高い柔軟性および復元性を有
し、かつ、先端が湾曲したガイドワイヤーであってもセ
ルディンガー針に容易に挿入することができるカテーテ
ル用ガイドワイヤーを提供することにある。Therefore, an object of the present invention is to provide a guide wire for a catheter that has high flexibility and resilience, and that can be easily inserted into a Seldinger needle even if the guide wire has a curved tip. is there.
［問題点を解決するための手段］ 上記目的を達成するものは、芯金と、該芯金の少なくと
も先端部を被包するコイルスプリングとを有するカテー
テル用ガイドワイヤーであって、前記芯金の先端部は、
マルテンサイト逆変態開始温度が、26℃ないし36℃であ
る形状記憶合金からなり、かつ該温度より所要高い温度
において湾曲状に変態するように形成されており、さら
に、該形状記憶合金からなり、かつ湾曲状に変態するよ
うに形成された部分の芯金を被包する部分の前記コイル
スプリングは、超弾性金属により形成されており、か
つ、該超弾性金属により形成された前記コイルスプリン
グの曲げ応力は、前記形状記憶合金により形成された芯
金の前記湾曲状に変態するときの戻り応力より小さいも
のであるカテーテル用ガイドワイヤーである。[Means for Solving the Problems] What achieves the above object is a catheter guide wire having a cored bar and a coil spring encapsulating at least a distal end portion of the cored bar. The tip is
The martensite reverse transformation start temperature consists of a shape memory alloy having a temperature of 26 ° C. to 36 ° C., and is formed so as to transform into a curved shape at a temperature higher than the required temperature, and further comprises the shape memory alloy, And the portion of the coil spring that encloses the cored bar formed so as to transform into a curved shape is formed of a superelastic metal, and the coil spring formed of the superelastic metal is bent. In the catheter guide wire, the stress is smaller than the return stress when the core metal formed of the shape memory alloy is transformed into the curved shape.
そして、前記芯金の先端は、前記コイルスプリングの先
端に固定されていることが好ましい。The tip of the core metal is preferably fixed to the tip of the coil spring.
そして、前記芯金は、前記先端部に続く本体部芯金を有
しており、前記先端部は、該本体部芯金より細径である
ことが好ましい。また、前記芯金は、例えば前記先端部
を形成する先端部芯金と、該先端部芯金の基端に接続さ
れた本体部芯金とからなるものである。さらに、前記本
体部芯金は、剛性の大きい材質により形成されているこ
とが好ましい。また、前記コイルスプリングは、例えば
半球状先端部を有し、前記先端部芯金を被包し、基端部
が先端部芯金と本体部芯金との接続部付近に固定されて
いるものである。そして、前記剛性の大きい材質は、ス
テレンス鋼であることが好ましい。そして、前記ステン
レス鋼は、バネ用高張力ステンレス鋼であることが好ま
しい。また、前記コイルスプリングは、例えば前記芯金
の全体を被包しているものである。そして、超弾性合金
は、Ni-Ti系合金、Cu-Zn-Al系合金またはCu-Al-Ni系合
金のいずれかであることが好ましい。It is preferable that the core bar has a main body core bar following the front end part, and the front end part has a smaller diameter than the main body part core bar. Further, the core metal is composed of, for example, a front end core metal forming the front end portion and a main body core metal connected to a base end of the front end core metal. Further, it is preferable that the core bar of the main body is made of a material having high rigidity. In addition, the coil spring has, for example, a hemispherical tip, encloses the tip core metal, and has a base end fixed near a connecting portion between the tip core metal and the main body core metal. Is. The material having high rigidity is preferably stainless steel. Then, the stainless steel is preferably high-tensile stainless steel for springs. The coil spring covers, for example, the entire core metal. The superelastic alloy is preferably a Ni-Ti alloy, a Cu-Zn-Al alloy, or a Cu-Al-Ni alloy.
本発明のカテーテル用ガイドワイヤーを図面に示す実施
例を用いて説明する。The catheter guide wire of the present invention will be described with reference to the embodiments shown in the drawings.
本発明のカテーテル用ガイドワイヤー１は、芯金と、芯
金の少なくとも先端部を被包するコイルスプリングとを
有するカテーテル用ガイドワイヤーであり、芯金の先端
部は、マルテンサイト逆変態開始温度が、26℃ないし36
℃である形状記憶合金からなり、かつ該温度より所要高
い温度において湾曲状に変態するように形成されてお
り、さらに、形状記憶合金からなり、かつ湾曲状に変態
するように形成された部分の芯金を被包する部分のコイ
ルスプリングは、超弾性金属により形成されており、か
つ、超弾性金属により形成されたコイルスプリングの曲
げ応力は、形状記憶合金により形成された芯金の湾曲状
に変態するときの戻り応力より小さくなるように形成さ
れている。The guide wire 1 for a catheter of the present invention is a guide wire for a catheter having a cored bar and a coil spring that wraps at least the tip of the cored bar, and the tip of the cored bar has a martensite reverse transformation start temperature. , 26 ° C to 36
Of a shape memory alloy having a temperature of ℃ and formed to transform into a curved shape at a temperature higher than the required temperature. Further, a portion of the shape memory alloy formed to transform into a curved shape. The coil spring in the portion enclosing the core metal is made of a super elastic metal, and the bending stress of the coil spring made of the super elastic metal is equal to that of the core metal formed of the shape memory alloy. It is formed to be smaller than the return stress at the time of transformation.
そこで、第１図に示す実施例を用いて説明する。第１図
に示すカテーテル用ガイドワイヤー１は、芯金と、コイ
ルスプリング４とからなっている。具体的に述べると、
形状記憶合金により形成された先端部芯金３と、先端部
芯金３の後端に接続された本体部芯金２とにより芯金は
形成されており、コイルスプリング４は、基端部が先端
部芯金３と本体部芯金２との接続部付近に固定されてお
り、さらにコイルスプリング４は超弾性金属により形成
されている。Therefore, description will be made with reference to the embodiment shown in FIG. The catheter guide wire 1 shown in FIG. 1 includes a core metal and a coil spring 4. Specifically,
The core metal is formed by the tip core metal 3 formed of a shape memory alloy and the main body core metal 2 connected to the rear end of the tip core metal 3, and the coil spring 4 has a base end portion. It is fixed near the connecting portion between the tip core bar 3 and the main body core bar 2, and the coil spring 4 is made of superelastic metal.
本体部芯金２は、ガイドワイヤー１の本体部を形成する
ものであり、ガイドワイヤー１の基端部（使用時におけ
る手元）での操作をその先端に確実に伝達する機能を有
することが好ましく、そのために、剛性が高い材料によ
り形成されることが好ましい。剛性としては、曲げ剛性
で15kgmm2以上、好ましくは18kgmm2以上を有するもので
あることが好ましい。The main body core metal 2 forms the main body of the guide wire 1, and preferably has a function of reliably transmitting the operation at the proximal end portion (hand side during use) of the guide wire 1 to the distal end thereof. Therefore, it is preferably formed of a material having high rigidity. As the rigidity, it is preferable that the flexural rigidity is 15 kgmm 2 or more, preferably 18 kgmm 2 or more.
本体部芯金２に用いられる材料としては、ステンレス鋼
などが好適であり、特にバネ用高張力ステンレンス鋼が
好適である。このような、曲げ剛性の大きい材質により
形成することにより、ガイドワイヤーの挿入時におい
て、その先端を血管内などの管腔内で目的とする方向へ
の走行を操作する際、先端部を押し込む際、また回転さ
せる際などに行うガイドワイヤーの基端部（手元）での
操作による力を先端部に確実に伝達することができ挿入
が容易となる。As a material used for the main body core metal 2, stainless steel or the like is suitable, and particularly high tensile strength stainless steel for spring is suitable. By forming the guide wire with such a material having a large bending rigidity, when the guide wire is inserted, the distal end of the guide wire is pushed in when the guide wire is operated in a desired direction within a lumen such as a blood vessel. Also, the force due to the operation at the proximal end (hand side) of the guide wire, which is performed at the time of rotation, can be reliably transmitted to the distal end, which facilitates insertion.
そして、本体部芯金２としては、直径0.2〜1.8mm、好ま
しくは0.3〜1.6mm、長さが30mm〜4000mm、好ましくは50
mm〜3500mmである。And as the main body core metal 2, the diameter is 0.2 to 1.8 mm, preferably 0.3 to 1.6 mm, and the length is 30 mm to 4000 mm, preferably 50.
mm to 3500 mm.
芯金の先端部を形成する先端部芯金３は、蛇行した血管
内、細径化した血管内をガイドワイヤーを進行させるた
めの誘導部を形成するものであり、湾曲部を形成するこ
とが必要である。そのため、この実施例では、先端部を
形成する先端部芯金３は、マルテンサイト逆変態開始温
度が０℃ないし40℃である形状記憶合金により形成され
ており、さらに上記温度より所要高い温度において湾曲
状に変態するように形成されており、第２図に示すよう
に、ガイドワイヤー１の先端部全体が湾曲状となるよう
になっている。形状記憶合金としては、Ni-Ti系合金、A
u-Cd系合金、Cu-Al-Ni系合金、Cu-Au-Zn系合金、Cu-Zn-
X（ＸはSi,Sn,Al,Caのいずれか）系合金、およびNi-Al
系合金などにより形成され、さらに、その形状記憶合金
のマルテンサイト逆変態開始温度（マルテンサイト相が
消失し始めて母相であるオーステナイト相になる温度）
が26℃ないし36℃のものが使用される。The tip cored bar 3 forming the tip end of the cored bar forms a guide part for advancing the guide wire in the meandering blood vessel and the thinned blood vessel, and may form a curved portion. is necessary. Therefore, in this embodiment, the tip core metal 3 forming the tip is made of a shape memory alloy having a martensite reverse transformation start temperature of 0 ° C. to 40 ° C., and at a temperature higher than the above temperature. It is formed so as to transform into a curved shape, and as shown in FIG. 2, the entire distal end portion of the guide wire 1 is curved. As shape memory alloy, Ni-Ti alloy, A
u-Cd alloy, Cu-Al-Ni alloy, Cu-Au-Zn alloy, Cu-Zn-
X (X is any of Si, Sn, Al, Ca) type alloys, and Ni-Al
Martensite reverse transformation start temperature of the shape memory alloy (the temperature at which the martensite phase begins to disappear and becomes the austenite phase, which is the parent phase).
Those with a temperature of 26 ° C to 36 ° C are used.
さらに、この先端部芯金３は、高温にて湾曲状、例えば
Ｊ型に成形されており、その湾曲形状を記憶している。
そして、冷却された状態にて直線状に伸ばすことによ
り、第１図に示すような直線状となっており、そして、
血管内に挿入され、加温されることにより、記憶してい
る湾曲形状に復元し、第２図に示すようにガイドワイヤ
ー１の先端部全体を湾曲状に変化させる。Further, the tip core metal 3 is formed in a curved shape, for example, a J shape at high temperature, and the curved shape is stored.
Then, when it is cooled, it is straightened to form a straight line as shown in FIG. 1, and
When it is inserted into a blood vessel and heated, it is restored to the remembered curved shape, and the entire distal end portion of the guide wire 1 is changed to the curved shape as shown in FIG.
なお、形状記憶合金は、マルテンサイト逆変態開始温度
が、０℃以上40℃以下のものであれば、芯金先端部３の
素材として使用できる。ここで、40℃以下とする必要が
あるのは、約42℃で血球成分および組織細胞が破壊され
る可能性が高いので、血管内に導入されるガイドワイヤ
ーの先端部分が加温（例えば、高周波加熱、ガイドワイ
ヤーの後端部の加熱による伝熱）される限界を42℃まで
としなければならず、さらに、先端部芯金３が、湾曲形
状に復帰するには、マルテンサイト逆変態開始温度より
少なくとも２℃高める必要があるためである。すなわ
ち、マルテンサイト逆変態開始温度が40℃以下であれ
ば、マルテンサイト逆変態開始温度より２℃高く加温す
れば組織中のマルテンサイト相が消失してオーステナイ
ト相が現れる率が数十％に達し、記憶している湾曲形状
にほぼ復帰するので、加温可能な42℃より２℃低くしな
ければならないからである。また、０℃以上であるの
は、通常０℃以下に冷却することが困難であるためであ
る。そして、マルテンサイト逆変態開始温度が、０℃な
いし25℃のときは、手術室の室温が通常25℃程度に調整
されているため、室温により記憶している湾曲形状に復
帰する。このため、血管内への挿入以前に湾曲形状とな
っているため、その部分（先端部芯金３）を氷水あるい
は氷水で冷却したアルコールに浸漬して冷却し先端部分
を直線状に矯正した後使用する。そして、本発明では、
特にマルテンサイト逆変態温度が、26℃ないし36℃であ
る形状記憶合金を使用した。26℃以上であれば、上記の
ように手術室の室温により、湾曲形状に復帰する可能性
が少なく、使用前の冷却、および直線状への矯正を行う
必要がなく、36℃以下であれば、血液の温度か38℃程度
であるので、血管中に挿入することにより、血液により
加温され自然に記憶している湾曲形状に復帰するので、
他の手段を用いて外部より加温する必要がなく好まし
い。The shape memory alloy having a martensite reverse transformation start temperature of 0 ° C. or higher and 40 ° C. or lower can be used as a material of the cored bar tip portion 3. Here, it is necessary to set the temperature to 40 ° C. or lower, because there is a high possibility that blood cell components and tissue cells are destroyed at about 42 ° C., so the tip portion of the guide wire introduced into the blood vessel is heated (for example, High frequency heating, heat transfer due to heating of the rear end of the guide wire) must be limited to 42 ° C. Furthermore, in order to return the tip core metal 3 to a curved shape, the martensite reverse transformation starts. This is because it is necessary to raise the temperature by at least 2 ° C. That is, if the martensite reverse transformation start temperature is 40 ° C. or lower, the rate at which the martensite phase in the microstructure disappears and the austenite phase appears at several tens% when heated 2 ° C. higher than the martensite reverse transformation start temperature. This is because the temperature has reached and has almost returned to the remembered curved shape, so the temperature must be lowered by 2 ° C. from 42 ° C. at which heating is possible. Further, it is 0 ° C or higher because it is usually difficult to cool it to 0 ° C or lower. When the martensite reverse transformation start temperature is 0 ° C. to 25 ° C., the room temperature in the operating room is usually adjusted to about 25 ° C., so that the curved shape memorized by the room temperature is restored. For this reason, since it has a curved shape before insertion into the blood vessel, after that portion (tip portion core metal 3) is immersed in ice water or alcohol cooled with ice water and cooled to straighten the tip portion, use. And in the present invention,
In particular, a shape memory alloy having a martensite reverse transformation temperature of 26 ° C to 36 ° C was used. If the temperature is 26 ° C or higher, it is less likely to return to a curved shape due to the room temperature in the operating room as described above, and it is not necessary to cool it before use and straighten it. Since the temperature of blood is about 38 ° C, by inserting it into the blood vessel, it will be heated by the blood and will return to the curved shape that it naturally remembers.
It is preferable that there is no need to externally heat using other means.
先端部芯金３としては、線系0.05mm〜1.6mm、長さは10m
m〜500mm、好ましくは20mm〜300mmである。先端部芯金
３は、先端側がより柔軟であることが好ましく、特に、
先端に向かって徐々に柔軟であることが好ましく、その
ため第１図に示す実施例では、先端に向かって先端部芯
金３は、徐々に細径となっており、その径を変化させる
ことにより、適応に応じて柔軟性を変化させている。As the tip core metal 3, wire system 0.05mm-1.6mm, length 10m
It is m to 500 mm, preferably 20 mm to 300 mm. The tip core bar 3 is preferably more flexible on the tip side, and in particular,
It is preferable that the tip core metal 3 is gradually softer toward the tip. Therefore, in the embodiment shown in FIG. 1, the tip core metal 3 is gradually reduced in diameter toward the tip, and the diameter can be changed by changing the diameter. , The flexibility is changing according to the adaptation.
そして、先端部芯金３を被包するコイルスプリング４
は、超弾性合金により形成されており、超弾性合金と
は、引張りひずみが８％程度でも、塑性変形しない広い
弾性領域を有する合金であり、例えば、Ni-Ti系合金、C
u-Al-Ni系合金、Cu-Zn-Al系合金等の超弾性材料が好適
である。And a coil spring 4 for enclosing the tip core metal 3
Is formed of a superelastic alloy, and the superelastic alloy is an alloy having a wide elastic region that does not plastically deform even if the tensile strain is about 8%. For example, Ni-Ti alloy, C
Superelastic materials such as u-Al-Ni alloys and Cu-Zn-Al alloys are suitable.
そして、コイルスプリング４の先端は、半球状先端部５
となっている。半球状先端部とは、実質的に曲面に成形
されていることを意味し、例えば釣鐘状、弾丸状などの
形状を含むものである。コイルスプリング４としては、
長さは10mm〜500mm、好ましくは20mm〜300mm、コイルス
プリング４の外径としては、直径0.2〜1.8mm、好ましく
は、0.3〜1.6mmである。そして、コイルスプリング４
は、先端部芯金３を被包しており、先端部芯金３の先端
に固定されており、基端は、先端部芯金３と本体部芯金
２との接続部付近にロウ10等で固着されている。The tip of the coil spring 4 has a hemispherical tip 5
Has become. The hemispherical tip means that it is substantially curved, and includes, for example, a bell shape, a bullet shape, and the like. As the coil spring 4,
The length is 10 mm to 500 mm, preferably 20 mm to 300 mm, and the outer diameter of the coil spring 4 is 0.2 to 1.8 mm, preferably 0.3 to 1.6 mm. And the coil spring 4
Encloses the tip core metal 3 and is fixed to the tip of the tip core metal 3, and the base end of the base metal bar 3 is connected to the solder joint 10 near the connecting portion between the tip core metal 3 and the main body core metal 2. It is fixed by etc.
そして、このコイルスプリング４の曲げ応力は、先端部
芯金３を形成する形状記憶合金の湾曲状に変態するとき
の戻り応力（マルテンサイト相から母相への逆変態時の
戻り応力）より小さくなるように形成されている。この
ため、先端部芯金３は、コイルスプリング４の曲げ応力
に疎外されることなく、加温されることにより、記憶し
ている湾曲状態に変態することができ、ガイドワイヤー
１の先端部全体を第２図に示すように湾曲状態に変態さ
せることが可能である。さらに、形状記憶合金により形
成した先端部芯金３をコイルスプリング４により被包し
たことにより、通常状態ではマルテンサイト相であるた
め柔らかく、わずかな力により容易に塑性変形してしま
う形状記憶合金を補強することができ、よって、ダイレ
ーターに挿入する際に直線状に矯正した状態を維持する
ことが容易となる。また、コイルスプリング４に、超弾
性金属を用いたので、その曲げ応力を小さいものとする
ことができ、従来より用いられているステンレスを用い
た場合に比べ、先端部芯金３が記憶している湾曲形状を
確実に発現させることが可能となる。The bending stress of the coil spring 4 is smaller than the return stress when the shape memory alloy forming the tip core metal 3 is transformed into a curved shape (return stress during reverse transformation from the martensite phase to the matrix phase). Is formed. Therefore, the tip core bar 3 can be transformed into a memorized curved state by being heated without being alienated by the bending stress of the coil spring 4, and the entire tip section of the guide wire 1 can be obtained. Can be transformed into a curved state as shown in FIG. Furthermore, since the tip core metal bar 3 formed of the shape memory alloy is covered with the coil spring 4, the shape memory alloy is soft because it is in the martensite phase in a normal state and easily plastically deforms with a slight force. It can be reinforced, thus making it easier to maintain a straightened state when it is inserted into the dilator. Further, since the coil spring 4 is made of a super elastic metal, its bending stress can be made small, and the tip core metal 3 can be stored as compared with the case of using stainless steel which has been conventionally used. It is possible to reliably develop the curved shape that exists.
そして、先端部芯金３と本体部芯金２との接続は、本体
部芯金２の先端部に芯金３の基端部を嵌合する方法、ま
た両者をロウ付けする方法などの公知の方法、または両
者を組み合わせたものを用いることができる。特に、第
１図に示すように、本体部芯金２の先端部に先端部芯金
３の基端部の直径Ｓ等しいか若干大きい内径を有する穴
を設け、その穴に先端部芯金３の基端部を挿入し、両者
の接続部分付近をロウ10により固着することが好まし
く、このようにすることにより、両者を強固に接続でき
る。The connection between the tip core metal 3 and the main body core metal 2 is publicly known, such as a method of fitting the base end portion of the core metal 3 to the front end of the main body core metal 2 or a method of brazing the both. Method or a combination of both methods can be used. In particular, as shown in FIG. 1, a hole having an inner diameter equal to or slightly larger than the diameter S of the base end of the tip cored bar 3 is provided at the tip end of the body cored bar 2, and the tip cored bar 3 is inserted in the hole. It is preferable to insert the base end portion of and to fix the vicinity of the connecting portion of both with the brazing material 10. By doing so, both can be firmly connected.
さらに、本体部芯金２の外面に、カテーテル等の筒状体
内面との摩擦抵抗を低下させるための潤滑性賦与剤12を
コーティングすることが好ましく、その厚さとしては、
数ミクロンないし数百ミクロン程度が好ましい。Further, it is preferable to coat the outer surface of the main body cored bar 2 with a lubricity imparting agent 12 for reducing the frictional resistance with the inner surface of the tubular body such as a catheter.
It is preferably several microns to several hundreds of microns.
潤滑性賦与剤としては、水溶性高分子物質またはその誘
導体が好ましく、例えば、ポリ（２−ヒトロキトエチル
メタクリレート）、ポリヒドロキシエチルアクリレー
ト、セルロース系高分子物質（例えば、ヒドロキシプロ
ピルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース）、無水
マレイン酸系高分子物質（例えば、メチルビニルエーテ
ル無水マレイン酸共重合体）、アクリルアミド系高分子
物質（例えば、ポリアクリルアミド）、ポリエチレンオ
キサイド系高分子物質（例えば、ポリエチレンオキサイ
ド、ポリエチレングリコール）、ポリビニルアルコー
ル、ポリアクリル酸系高分子物質（例えば、ポリアクリ
ル酸ソーダ）、フタル酸系高分子物質（例えば、ポリヒ
ドロキシエチルフタル酸エステル）、水溶性ポリエステ
ル（例えば、ポリジメチロールプロピオン酸エステ
ル）、ケトンアルデヒド樹脂（例えば、メチルイソプロ
ピルケトンホルムアルデヒド）、ポリビニルピリドン、
ポリエチレンイミン、ポリスチレンスルホネート、水溶
性ナイロンなどが使用できる。さらに、潤滑性付与剤が
容易に剥離または流出しないようにすることが好まし
く、例えば、反応性官能基を有する化合物の被膜を上記
本体部芯金２の外面に形成し、水溶性高分子物質または
その誘導体を上記化合物の反応性官能基とイオン結合ま
たは共有結合させ上記化合物の被膜の上に水溶性高分子
物質またはその誘導体の被覆することが好ましい。水溶
性高分子物質またはその誘導体としては、上記の物質が
好適に使用できる。反応性官能基としては、イソシアネ
ート基、アミノ基、アルデヒド基、エポキシ基などが好
適であり、従って、反応性官能基を有し、かつ被覆形成
性を有する化合物としては、ポリウレタン、ポリアミド
などが好適である。さらに、反応性官能基をぞうかさせ
るために、上記化合物中に反応性官能基を有する物質を
混合することが好ましい。そのような物質としては、エ
チレンジイソシアネート、ヘキサンメチレンジイソシア
ネート、キシレンジイソシアネート、トルエンジイソシ
アネート、ジフェニルメタンジイソシアネートなどのイ
ソシアネート、およびそれらイソシアネートとポリオー
ルのアダクトまたはプレポリマー、ポリアミン（例え
ば、低分子ポリアミン、エチレンジアミン、トリメチレ
ンジアミンなど、また高分子ポリアミン）グルタールア
ルデヒドなどが挙げられる。As the lubricity-imparting agent, a water-soluble polymer substance or a derivative thereof is preferable, and examples thereof include poly (2-humanrochitoethyl methacrylate), polyhydroxyethyl acrylate, and cellulosic polymer substances (eg, hydroxypropyl cellulose, hydroxyethyl cellulose). , Maleic anhydride-based polymer (for example, methyl vinyl ether maleic anhydride copolymer), acrylamide-based polymer (for example, polyacrylamide), polyethylene oxide-based polymer (for example, polyethylene oxide, polyethylene glycol), polyvinyl Alcohol, polyacrylic acid type polymer substance (for example, sodium polyacrylate), phthalic acid type polymer substance (for example, polyhydroxyethyl phthalate ester), water-soluble polyester (for example, polydimethyl ester) Propionic acid ester), a ketone aldehyde resin (e.g., methyl isopropyl ketone formaldehyde), polyvinyl pyridone,
Polyethyleneimine, polystyrene sulfonate, water-soluble nylon, etc. can be used. Further, it is preferable that the lubricity-imparting agent is not easily peeled off or flowed out. For example, a film of a compound having a reactive functional group is formed on the outer surface of the main body core metal 2, and a water-soluble polymer substance or It is preferable that the derivative is ionically or covalently bonded to the reactive functional group of the compound to coat the water-soluble polymer substance or its derivative on the coating of the compound. As the water-soluble polymer substance or its derivative, the above substances can be preferably used. The reactive functional group is preferably an isocyanate group, an amino group, an aldehyde group, an epoxy group, etc. Therefore, as the compound having a reactive functional group and having a coating forming property, polyurethane, polyamide, etc. are preferable. Is. Further, in order to remove the reactive functional group, it is preferable to mix a substance having a reactive functional group in the above compound. Examples of such substances include isocyanates such as ethylene diisocyanate, hexanemethylene diisocyanate, xylene diisocyanate, toluene diisocyanate, diphenylmethane diisocyanate, and adducts or prepolymers of these isocyanates and polyols, polyamines (for example, low molecular weight polyamines, ethylenediamine, trimethylenediamine). And high molecular weight polyamines) glutaraldehyde.
また、被覆方法としては、反応性官能基を有する物質
［例えば、ポリウレタンの溶液）テトラヒドロフラン溶
液）］と反応性官能基を有する物質［例えば、4,4′ジ
フェニルメタンジイソシアネートの溶液（ロチルエチル
ケトン溶液）］との混合物に、被覆部位（本体部芯金２
の外面）を接触させ、乾燥させた後、水溶性高分子［例
えば、メチルビニルエーテル無水マレイン酸共重合体の
溶液（メチルエチルケトン溶液）］に接触させ、乾燥さ
せることにより行うことができる。このようにすること
により、ガイドワイヤーの表面に潤滑性を付与すること
ができ、さらにその潤滑性を長時間維持することができ
る。As a coating method, a substance having a reactive functional group [for example, a solution of polyurethane) and a tetrahydrofuran solution] and a substance having a reactive functional group [for example, a solution of 4,4 ′ diphenylmethane diisocyanate (rotyl ethyl ketone solution) )] In a mixture with
It is possible to perform the treatment by contacting it with the water-soluble polymer [for example, a solution of a methyl vinyl ether maleic anhydride copolymer (a solution of methyl ethyl ketone)] and drying it. By doing so, lubricity can be imparted to the surface of the guide wire, and the lubricity can be maintained for a long time.
次に、第３図に示す本発明のカテーテル用ガイドワイヤ
ーの実施例について説明する。Next, an embodiment of the guide wire for catheter of the present invention shown in FIG. 3 will be described.
第３図に示すカテーテル用ガイドワイヤー１は、先端部
が細径化した形状記憶合金により形成された芯金２と、
芯金２の全体を被覆する超弾性金属により形成されたコ
イルスプリング４とからなっている。A guide wire 1 for a catheter shown in FIG. 3 includes a core metal 2 formed of a shape memory alloy having a thin tip end portion,
The coil spring 4 is made of a super elastic metal and covers the entire core metal 2.
この実施例では、芯金２は、マルテンサイト逆変態開始
温度が26℃ないし36℃である形状記憶合金により形成さ
れており、さらに細径化された先端部31は、マルテンサ
イト逆変態開始温度より所要高い温度において湾曲状に
変態するように形成されている。形状記憶合金として
は、第１図の実施例において説明したものが好適に使用
できる。In this embodiment, the core metal 2 is formed of a shape memory alloy having a martensite reverse transformation start temperature of 26 ° C. to 36 ° C., and the tip 31 having a further reduced diameter has a martensite reverse transformation start temperature. It is formed so as to transform into a curved shape at a required higher temperature. As the shape memory alloy, those described in the embodiment of FIG. 1 can be preferably used.
芯金２としては、長さは100mm〜4000mm、好ましくは150
mm〜3500mmで、細径化した先端部31としては、線径0.1m
m〜0.4mmが好ましい。The core metal 2 has a length of 100 mm to 4000 mm, preferably 150
mm-3500mm, wire diameter 0.1m for the thinned tip 31
m-0.4 mm is preferred.
そして、コイルスプリング４は、超弾性金属により形成
されており、超弾性金属とは、引張りひずみが８％程度
でも塑性変形しない広い弾性領域を有する合金であり、
例えば、Ni−Ti系合金、Cu−Al−Ni系合金、Cu−Zn−Al
系合金等の超弾性材料が好適である。The coil spring 4 is formed of a super elastic metal, and the super elastic metal is an alloy having a wide elastic region that does not plastically deform even if the tensile strain is about 8%,
For example, Ni-Ti alloy, Cu-Al-Ni alloy, Cu-Zn-Al
A super elastic material such as a system alloy is suitable.
コイルスプリング４としては、長さ100mm〜4000mm、好
ましくは150mm〜3500mmであり、コイルスプリング４の
外径としては、直径0.2〜1.8mm、好ましくは、0.3〜1.6
mmである。そして、コイルスプリング４は、芯金の先端
部31を被包している部分が、超弾性金属により形成され
ていればよく、芯金の本体部32を被包する部分は、超弾
性金属でなくなもよく、例えば、ステンレス鋼などによ
り形成したものでもよい。さらに、芯金２は、先端に向
かって徐々に柔軟であることが好ましく、先端に向かっ
て徐々に細径としてもよく、その径を変化させることに
より、適応に応じて柔軟性を変化させることができる。The coil spring 4 has a length of 100 mm to 4000 mm, preferably 150 mm to 3500 mm, and the coil spring 4 has an outer diameter of 0.2 to 1.8 mm, preferably 0.3 to 1.6.
mm. In the coil spring 4, the portion enclosing the tip end portion 31 of the cored bar may be formed of superelastic metal, and the portion encapsulating the main body 32 of the cored bar may be formed of superelastic metal. It may be eliminated, for example, it may be formed of stainless steel or the like. Further, it is preferable that the core metal 2 is gradually flexible toward the tip, and may be gradually reduced in diameter toward the tip. By changing the diameter, the flexibility can be changed according to the adaptation. You can
そして、このコイルスプリング４の芯金の先端部31を被
包する部分の曲げ応力は、芯金の先端部31を形成する形
状記憶合金の湾曲状に変態するときの戻り応力（マルテ
ンサイト相から母相への逆変態時の戻り応力）より小さ
くなるように形成されている。このため、芯金の先端部
31は、コイルスプリング４の曲げ応力に疎外されること
なく、加温されることにより、記憶している湾曲状態に
変態することができ、ガイドワイヤー１の先端部全体を
湾曲状態に変態させることが可能である。そして、形状
記憶合金により形成されている芯金２をコイルスプリン
グ４により被包したことにより、通常状態ではマルテン
サイト相であるため柔らかく、わずかな力により容易に
塑性変形してしまう形状記憶合金を補強することがで
き、よって、ダイレーターに挿入する際に直線状に矯正
した状態を維持すること、さらにダイレーターに挿入し
加温されるまでの補強を行うことにより、血管への初期
挿入が容易となる。また、コイルスプリング４に、超弾
性金属を用いたので、その曲げ応力を小さいものとする
ことができ、従来より用いられているステンレスを用い
た場合に比べ、先端部31が記憶している湾曲状態を確実
に発現させることが可能となる。The bending stress of the portion of the coil spring 4 that encloses the tip end portion 31 of the core metal is the return stress (from the martensite phase) when the shape memory alloy forming the tip end portion 31 of the core metal is transformed into the curved shape. It is formed so as to be smaller than the (return stress at the time of reverse transformation to the parent phase). Therefore, the tip of the core bar
The 31 can be transformed into a memorized curved state by being heated without being alienated by the bending stress of the coil spring 4, and the entire distal end portion of the guide wire 1 can be transformed into the curved state. Is possible. Then, by enclosing the core metal 2 formed of the shape memory alloy with the coil spring 4, the shape memory alloy that is soft in the normal state because it is in the martensite phase and easily plastically deforms with a slight force is used. It is possible to reinforce, so by maintaining a straightened state when inserting it into the dilator, and by further reinforcing until it is inserted into the dilator and heated, the initial insertion into the blood vessel It will be easy. Further, since the coil spring 4 is made of a super elastic metal, its bending stress can be made small, and the bending which the tip portion 31 remembers can be reduced as compared with the case of using stainless steel which is conventionally used. It becomes possible to express the state reliably.
本体部32は、ガイドワイヤー１の本端部を形成してお
り、先端部31と一体に形成されている。そして、先端部
31と本体部32との連続部は、なだらかなテーパー状とな
っている。本体部32としては、線径0.2〜1.7mm、好まし
くは0.3〜1.6mm、長さが30mm〜4000mm、好ましくは50mm
〜3500mmである。本体部32は、先端部31と一体でなく、
第１図に示した実施例のように別部材にて形成してもよ
く、その場合本体部32としては、剛性の高い材質、例え
ば、ステンレス鋼などが好適であり、特にバネ用高張力
ステンレス鋼が好適である。そのような剛性の高い材質
を用いることにより、ガイドワイヤー１の先端を血管内
などの管腔内で目的とする方向への走行を操作する際、
先端部を押し込む際、また回転させる際などに行うガイ
ドワイヤーり基端部（手元）での操作により力を先端部
に確実に伝達することができ挿入が容易となる。The main body portion 32 forms the main end portion of the guide wire 1, and is formed integrally with the tip end portion 31. And the tip
The continuous portion between 31 and the main body portion 32 has a gentle taper shape. As the main body 32, wire diameter 0.2 to 1.7 mm, preferably 0.3 to 1.6 mm, length 30 mm to 4000 mm, preferably 50 mm
~ 3500 mm. The body 32 is not integrated with the tip 31,
It may be formed as a separate member as in the embodiment shown in FIG. 1, and in this case, a material having high rigidity, such as stainless steel, is suitable for the main body 32, and particularly high tension stainless steel for springs. Steel is preferred. By using such a material having high rigidity, when operating the tip of the guide wire 1 in a desired direction within a lumen such as a blood vessel,
The force can be reliably transmitted to the distal end portion by the operation at the proximal end portion (hand side) of the guide wire when pushing the distal end portion or rotating the distal end portion, and thus the insertion becomes easy.
さらに、本体部32の位置するコイルスプリング４の外面
に、カテーテル等の筒状体内面との摩擦抵抗を低下させ
るための潤滑性賦与剤12をコーティングすることが好ま
しく、その厚さとしては、数ミクロンないし数百ミクロ
ン程度が好ましい。潤滑性付与剤12としては、上述のも
のが好適に使用できる。Further, it is preferable to coat the outer surface of the coil spring 4 where the main body 32 is located with a lubricity imparting agent 12 for reducing the frictional resistance with the inner surface of the tubular body such as a catheter. Micron to several hundreds of micron is preferable. As the lubricity agent 12, the above-mentioned ones can be preferably used.
［作用］ 次に、第１図に示した実施例を用いて、本発明のカテー
テル用ガイドワイヤーの作用を説明する。[Operation] Next, the operation of the guide wire for a catheter of the present invention will be described using the embodiment shown in FIG.
本発明のガイドワイヤー１は、血管造形用カテーテル、
血管拡張用カテーテルなどカテーテルを、血管の目的部
位に挿入する際に、その誘導のために用いられるもので
あり、ガイドワイヤー１を挿入するにあたり、まず人体
にセルジンガー法等により血管を確保した後、本発明の
カテーテル用ガイドワイヤー１を血管内に留置し、それ
に沿ってカテーテルを血管内に挿入する。もし、挿入前
にガイドワイヤーの先端部分が湾曲状になっている場合
は、その部分を氷水などを用いて冷却し、直線状に伸ば
した後、挿入を行う。この挿入においては、カテーテル
の先端よりカテーテル用ガイドワイヤー１を数cm程度突
出させた状態にて、血管内に挿入する。そして、このガ
イドワイヤーの先端部は、加温されることにより第２図
に示すように湾曲状に復元するため、蛇行した血管内、
中性脂肪、コレステロールなどが付着した血管内であっ
ても、先端が血管壁に当接することが少なく容易に挿入
することができ、さらに先端部には、超弾性金属により
形成されたコイスルプリング４を有するため、十分に柔
軟であり、蛇行した血管内、細径化した血管内へ容易に
より容易に挿入することができる。そして、目的部位付
近までカテーテルの先端の誘導がされた後、ガイドワイ
ヤー１を抜去し、カテーテルが血管造影カテーテルであ
れば、その後端より、血管造影剤を注入し、Ｘ線造影を
行い、カテーテルを抜去し、圧迫止血して手技を終え
る。The guide wire 1 of the present invention is a catheter for angioplasty,
It is used for guiding a catheter such as a vasodilator when it is inserted into a target site of a blood vessel. When inserting the guide wire 1, first, after securing the blood vessel in the human body by the Seldinger method or the like. The catheter guide wire 1 of the present invention is left in the blood vessel, and the catheter is inserted along the blood vessel. If the tip portion of the guide wire is curved before insertion, cool the portion with ice water or the like, straighten it, and then insert it. In this insertion, the catheter guide wire 1 is inserted into the blood vessel with the catheter guide wire 1 protruding from the tip of the catheter by about several cm. The tip portion of this guide wire is restored to the curved shape as shown in FIG. 2 by being heated, so that the inside of the meandering blood vessel,
Even in a blood vessel where neutral fat, cholesterol, etc. are attached, the tip hardly touches the blood vessel wall and can be easily inserted. Furthermore, the tip has a coil pulling made of superelastic metal. Since it has No. 4, it is sufficiently flexible and can be easily and easily inserted into a meandering blood vessel or a thinned blood vessel. Then, after the tip of the catheter has been guided to the vicinity of the target site, the guide wire 1 is withdrawn, and if the catheter is an angiography catheter, an angiography agent is injected from the rear end to perform X-ray imaging, To remove the pressure, stop the bleeding with pressure and finish the procedure.
［発明の効果］ 本発明のカテーテル用ガイドワイヤーは、芯金と、該芯
金の少なくとも先端部を被包するコイルスプリングとを
有するカテーテル用ガイドワイヤーであって、前記芯金
の先端部は、マルテンサイト逆変態開始温度が26℃ない
し36℃である形状記憶合金からなり、かつ該温度より所
要高い温度において湾曲状に変態するように形成されて
いるものであるので、特に、芯金の先端部は、加温され
ることにより湾曲状に変態するものであるので、血管内
に挿入するときには、直線状にした状態にて挿入するこ
とができ、従来の先端部が湾曲したガイドワイヤーを挿
入するときに必要であるガイドインサーターを用いる必
要がなく、容易に血管内に挿入することができる。さら
に、形状記憶合金からなり、かつ湾曲状に変態するよう
に形成された部分の芯金を被包する部分のコイルスプリ
ングは、超弾性金属により形成されているので、十分に
柔軟であり、蛇行した血管内、細径化した血管内に容易
に挿入でき、さらに、血管壁に損傷を与えるおそれがな
い。そして、形状記憶合金により形成されている芯金の
先端部をコイルスプリングにより被包したことにより、
通常状態ではマルテンサイト相であるため柔らかく、わ
ずかな力により容易に塑性変形してしまう形状記憶合金
を補強することができ、よって、ダイレーターに挿入す
る際に直線状に矯正した状態を維持することが容易とな
り、血管への初期挿入が容易となる。さらに、形状記憶
合金からなり、かつ湾曲状に変態するように形成された
部分の芯金を被包する部分のコイルスプリングは、超弾
性金属により形成されており、かつ、超弾性金属により
形成されたコイルスプリングの曲げ応力は、形状記憶合
金により形成された芯金の湾曲状に変態するときの戻り
応力より小さいものであるので、従来より用いられてい
るステンレスを用いた場合に比べ、芯金の先端部が記憶
している湾曲状態を確実に発現させることが可能とな
る。[Advantages of the Invention] A guide wire for a catheter of the present invention is a guide wire for a catheter that includes a core metal and a coil spring that covers at least the distal end portion of the core metal, wherein the distal end portion of the core metal comprises: Since it is formed of a shape memory alloy having a martensite reverse transformation start temperature of 26 ° C. to 36 ° C. and is formed so as to transform into a curved shape at a temperature higher than the temperature, the tip of the core metal is particularly preferable. Since the part transforms into a curved shape when heated, it can be inserted in a straight line when inserted into a blood vessel, and a conventional guide wire with a curved distal end can be inserted. It is not necessary to use a guide inserter which is necessary when performing, and it can be easily inserted into a blood vessel. Furthermore, the coil spring of the portion that is made of a shape memory alloy and that is formed so as to transform into a curved shape encloses the core metal is made of superelastic metal, so it is sufficiently flexible and meanders. It can be easily inserted into a thin blood vessel or a thin blood vessel, and there is no risk of damaging the blood vessel wall. Then, by enclosing the tip of the core metal formed of the shape memory alloy with the coil spring,
Since it is a martensite phase in the normal state, it is soft and can reinforce the shape memory alloy that is easily plastically deformed by a slight force, thus maintaining the straightened state when it is inserted into the dilator. This facilitates initial insertion into a blood vessel. Further, the coil spring of the portion that encloses the cored bar of the shape memory alloy that is formed to transform into a curved shape is formed of a superelastic metal, and is formed of a superelastic metal. The bending stress of the coil spring is smaller than the return stress when the core metal made of shape memory alloy transforms into a curved shape. It is possible to reliably develop the curved state stored in the tip of the.
第１図は、本発明のカテーテル用ガイドワイヤーの一実
施例を示す断面図、第２図は、第１図のカテーテル用ガ
イドワイヤーの先端部が湾曲した状態を示す図、第３図
は、本発明のカテーテル用ガイドワイヤーの他の実施例
を示す断面図である。 １……カテーテル用ガイドワイヤー ２……本体部芯金、３……先端部芯、 ４……コイルスプリング、５……球状先端部、 10……ロウ、12……潤滑性付与剤、FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of the catheter guide wire of the present invention, FIG. 2 is a view showing a state in which the distal end portion of the catheter guide wire of FIG. 1 is curved, and FIG. It is sectional drawing which shows the other Example of the guide wire for catheters of this invention. 1 ... Catheter guide wire 2 ... Body core metal, 3 ... Tip core, 4 ... Coil spring, 5 ... Spherical tip, 10 ... Wax, 12 ... Lubrication agent,
Claims (10)
するコイルスプリングとを有するカテーテル用ガイドワ
イヤーであって、前記芯金の先端部は、マルテンサイト
逆変態開始温度が、26℃ないし36℃である形状記憶合金
からなり、かつ該温度より所要高い温度において湾曲状
に変態するように形成されており、 さらに、該形状記憶合金からなり、かつ湾曲状に変態す
るように形成された部分の芯金を被包する部分の前記コ
イルスプリングは、超弾性金属により形成されており、
かつ、該超弾性金属により形成された前記コイルスプリ
ングの曲げ応力は、前記形状記憶合金により形成された
芯金の前記湾曲状に変態するときの戻り応力より小さい
ものであることを特徴とするカテーテル用ガイドワイヤ
ー。1. A guide wire for a catheter comprising a cored bar and a coil spring encapsulating at least the tip of the cored bar, wherein the tip of the cored bar has a martensite reverse transformation starting temperature of 26 Formed of a shape memory alloy having a temperature of ℃ to 36 ° C and transformed into a curved shape at a temperature higher than the required temperature, and further formed of the shape memory alloy and transformed into a curved shape The coil spring of the portion enclosing the cored bar of the formed portion is formed of a super elastic metal,
Further, the bending stress of the coil spring formed of the superelastic metal is smaller than the return stress when the core metal formed of the shape memory alloy is transformed into the curved shape. For guide wire.
の先端に固定されている特許請求の範囲第１項に記載の
カテーテル用ガイドワイヤー。2. The guide wire for a catheter according to claim 1, wherein the tip of the core metal is fixed to the tip of the coil spring.
を有しており、前記先端部は、該本体部芯金より細径で
ある特許請求の範囲第１項または第２項に記載のカテー
テル用ガイドワイヤー。3. The cored bar has a body part cored bar following the tip part, and the tip part has a smaller diameter than the body part cored bar. A guide wire for a catheter according to the item.
芯金と、該先端部芯金の基端に接続された本体部芯金と
からなる特許請求の範囲第１項または第２項に記載のカ
テーテル用ガイドワイヤー。4. The mandrel according to claim 1, wherein the mandrel comprises a tip mandrel forming the tip part and a main body mandrel connected to a base end of the tip mandrel. The guide wire for a catheter according to item 2.
り形成されている特許請求の範囲第３項に記載のカテー
テル用ガイドワイヤー。5. The catheter guide wire according to claim 3, wherein the main body core bar is formed of a material having high rigidity.
有し、前記先端部芯金を被包し、基端部が先端部芯金と
本体部芯金との接続部付近に固定されている特許請求の
範囲第４項または第５項に記載のカテーテル用ガイドワ
イヤー。6. The coil spring has a hemispherical tip, encloses the tip core metal, and has a base end fixed near a connecting portion between the tip core metal and the main body core metal. The guide wire for a catheter according to claim 4 or 5.
ある特許請求の範囲第４項ないし第６項のいずれかに記
載のカテーテル用ガイドワイヤー。7. The catheter guide wire according to any one of claims 4 to 6, wherein the material having high rigidity is stainless steel.
レス鋼である特許請求の範囲第７項に記載のカテーテル
用ガイドワイヤー。8. The guide wire for a catheter according to claim 7, wherein the stainless steel is high-tensile stainless steel for springs.
を被包している特許請求の範囲第１項または第２項に記
載のカテーテル用ガイドワイヤー。9. The guide wire for a catheter according to claim 1, wherein the coil spring covers the entire core metal.
系合金またはCu-Al-Ni系合金のいずれかである特許請求
の範囲第１項ないし第９項のいずれかに記載のカテーテ
ル用ガイドワイヤー。10. The superelastic metal is a Ni-Ti alloy, Cu-Zn-Al.
The catheter guide wire according to any one of claims 1 to 9, which is either a system alloy or a Cu-Al-Ni system alloy.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62331578A JPH0669495B2 (en) | 1987-12-25 | 1987-12-25 | Guide wire for catheter |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62331578A JPH0669495B2 (en) | 1987-12-25 | 1987-12-25 | Guide wire for catheter |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01170474A JPH01170474A (en) | 1989-07-05 |
| JPH0669495B2 true JPH0669495B2 (en) | 1994-09-07 |
Family
ID=18245221
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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|---|---|
| JP (1) | JPH0669495B2 (en) |
Families Citing this family (5)
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|---|---|---|---|---|
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| US5231989A (en) * | 1991-02-15 | 1993-08-03 | Raychem Corporation | Steerable cannula |
| WO1992022254A1 (en) * | 1991-06-17 | 1992-12-23 | Wilson-Cook Medical, Inc. | Endoscopic extraction device having composite wire construction |
| US5437282A (en) * | 1993-10-29 | 1995-08-01 | Boston Scientific Corporation | Drive shaft for acoustic imaging catheters and flexible catheters |
| JP3300155B2 (en) * | 1994-03-23 | 2002-07-08 | 株式会社パイオラックス | How to shape the tip of a medical guidewire |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5967968A (en) * | 1982-10-08 | 1984-04-17 | テルモ株式会社 | Guide wire |
-
1987
- 1987-12-25 JP JP62331578A patent/JPH0669495B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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