(57)【要約】      （修正有）【課題】フェモラル（大腿部）、ブラキアル（上腕）又はラジアル（手首）などの血管導入口から容易に導入でき、また血管内で蛇行しやすく分岐で誤進入し難いガイドワイヤーを提供すること。【解決手段】樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有するガイドワイヤーであって、樹脂層を含むガイドワイヤーの直径が０．４６〜１．０２ｍｍ、かつ該先端の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が４０〜７０度であることを特徴とするビーク型血管造影又はイントロビューサー用ガイドワイヤーワイヤー。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有するガイドワイヤーであって、該先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が１０〜１２０度であり、曲線部の幅寸法が２ｍｍ以上５ｍ未満であることを特徴とする医療用ガイドワイヤー。
【請求項２】
樹脂層を含むガイドワイヤーの直径が０．４６〜１．０２ｍｍである請求項１記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項３】
上記金属芯線がＮｉ−Ｔｉ系合金である請求項１又は２に記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項４】
上記先端部の方向延長線上の先端直線部長さが０〜２０ｍｍである請求項１乃至３いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項５】
上記曲線部の長さが２〜３０ｍｍである請求項１乃至４いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項６】
上記先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が４０〜７０度である請求項１乃至５いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項７】
先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が１０〜４０度である請求項１乃至５いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は治療もしくは検査用として用いるカテーテル又はイントロデューサーキットを血管の目的部位に導入する為に用いられる医療用ガイドワイヤーに関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用ガイドワイヤーは診断、治療などを行う際、カテーテル又はイントロデューサーキットを血管内に導入し患部に留置する為に用いられる。従って、医療用ガイドワイヤーは分岐や蛇行する血管内を血管に損傷を与える事なく、血管形状に追随して押し込む事が可能な先端形状付けが必要となる。近年、カテーテルの血管への導入口がフェモラル（大腿部）からブラキアル（上腕）又はラジアル（手首）に移行しつつあり、益々この要望が強くなってきている。
【０００３】
ガイドワイヤーを心臓の所望の位置へ進めることを可能にする為、市販ガイドワイヤー先端部の形状付け（シェーピング）がなされている。更に、臨床現場において分岐部の形状に合わせて手指で医師により形状付け（リシェープ）が施されるほど、先端形状は機能上において重要な要素となっている。
【０００４】
ブラキアル、又は、ラジアルより心臓に向かって押し込むときに用いられるワイヤーの先端は、挿入途中で分岐血管への進入（蛇行）を防止する為に、Ｊ型に形状付けされた規格のものが近年用いられる傾向にある。先端を湾曲した形に形状付けした医療用ガイドワイヤーを、導入針、カテーテル又はシースに挿入する際、挿入補助器具としてインサーターが用いられている。特に、Ｊ型ワイヤーを導入針、カテーテル又はシースに挿入する為には、インサーターなくしては挿入が極めて困難である。
【０００５】
Ｊ型ワイヤーを導入針、カテーテル又はシースに挿入する際、上記の通りインサーターが必須であり、その構造を改良して、ワイヤーの湾曲部を矯正しながらインサーター内への挿入性を改善したものとして、特許文献１に開示されたものがある。
【０００６】
一方、従来より使用されている治療用ガイドワイヤーは、直径が０．４ｍｍ程度であり、径が細いためＸ線視認性が低く、先端に金コイル線をつけるなどの視認性の改善が必要とされる。また細く曲がりやすいために目的以外の血管に入りやすい問題もある。更に、医療用ガイドワイヤーの芯線金属としては、ステンレス又はニッケルチタン系合金が主として実用に供されているが、近年、中でも超弾性のニッケルチタン系合金が主流になっている（特許文献２、特許文献３、特許文献４）。
【０００７】
【特許文献１】
特開平７−１５５３８２号公報
【特許文献２】
特公平２−２４５５０号公報
【特許文献３】
特公平２−２４５４８号公報
【特許文献４】
特公平２−２４５４９号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上記のような医療用ガイドワイヤーの先端は、Ｊ型、ダブルアングル型又はアングル型に形状付けがなされている。この中で、ブラキアル、又はラジアルからガイドワイヤーを導入する場合、先端がＪ型に形状付けされた医療用ガイドワイヤーは、スムーズに血管内に押し込むことが出来ない場合が往々にしてある。
【０００９】
手術中ガイドワイヤーをシースから引き抜く操作が頻繁に行われる場合もあり、上記特許文献１に記載されたＪ型のガイドワイヤーの場合は、再度ワイヤーをシースに挿入する度毎にインサーターのような補助器具を使用しなければならず、医師などに不要な作業と時間を強いる問題がある。
【００１０】
また、特許文献２〜４の超弾性のニッケルチタン系合金を芯線金属に用いた場合、Ｊ型等の先端形状付けが極めて困難である欠点を有する。更に、医師による臨床現場での先端形状付けが出来ない欠点も指摘されている。
【００１１】
この欠点を改善する目的で金属コイルを先端部に密着させて先端形状付けを改善したガイドワイヤー（特開平１０−１４６３９０号公報）が提案されている。以上の種々の知見を基に、本発明者らは鋭意検討を重ねて本発明を完成させたものであり、その目的とするところは、ブラキアル、又は、ラジアルよりガイドワイヤーを心臓に向かって導入する際に用いられるＪ型ワイヤーに比べて、スムーズにガイドワイヤー導入を可能にするような先端形状を有するガイドワイヤーであり、且つ、導入針、カテーテル又はシースにワイヤーを挿入する際に必要となるインサーターのような余分な補助器具を必要としない、操作性に優れた血管造影又はイントロデューサー用ガイドワイヤーとして好適に用いられる医療用ガイドワイヤーを提供することにある。
【００１２】
これをさらに詳しく説明すると、ガイドワイヤーを血管に導入する際のイントロデューサー留置針又はカテーテルのコネクター部への挿入容易性、治療部位までの移動過程における血管に対する押し込み抵抗性、および治療部位に至るまでの分岐血管への誤侵入性の大小が、ガイドワイヤーの性能として重要であり、これらの性能のバランスに優れたガイドワイヤーを提供することである。
【００１３】
【問題を解決する為の手段】
請求項１の発明は、樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有するガイドワイヤーであって、該先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が１０〜１２０度であり、曲線部の幅寸法が２ｍｍ以上５ｍｍ未満であることを特徴とする医療用ガイドワイヤーである。
【００１４】
本発明の医療用ガイドワイヤーにおいては、樹脂層を含む直径が０．４６〜１．０２ｍｍであること（請求項２）、上記金属芯線がＮｉ−Ｔｉ系合金であること（請求項３）が望ましい。また、上記先端部の方向延長線上の先端直線部長さは、０〜２０ｍｍ（請求項４）や、曲線部の長さが２〜３０ｍｍ（請求項５）であっても良い。
【００１５】
また、上記ガイドワイヤーにおいては、先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が好ましくは４０〜７０度（請求項６）、或いは１０〜４０度とされる（請求項７）。
【００１６】
【発明の実施の形態】
本発明は、ガイドワイヤー先端形状を、心臓に導入途中で分岐血管に蛇行することなく、且つ、押し込み時と引き抜き時の抵抗値が小さくスムーズに操作できる事を可能にする為、芯線が金属で表面を樹脂で被覆した滑らかな曲線状に折り曲げた先端を有し、該先端の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が１０度から１２０度の範囲に形状付けした、操作性に優れた高機能医療用ガイドワイヤーである。
【００１７】
上述したように、従来のＪ型ガイドワイヤーは、イントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部へ、先端部を直線状に伸ばした状態で導入する際の挿入性が問題である。次いで手首動脈から上腕動脈へ向かってガイドワイヤーを略直線状態で押し込むとき、従来のＪ型ガイドワイヤーは押し込み抵抗が強く血管壁を損傷する可能性が大きかった。次に、ガイドワイヤー先端が血管径の大きな上腕動脈に到達すると、略直線状態の先端部分が超弾性等の性質によりガイドワイヤーは元のＪ型の先端曲線部形状に戻る。その形状で更に血管内を進行するが、心臓と頭部への血管分岐部で頭部への血管に誤進入する危険性が問題となる。従来品のアングル型ガイドワイヤーは頭部への誤進入の確率が高い危険性が従来から指摘されている。本発明者らは上記のガイドワイヤーに求められる性能と形状の関係を鋭意検討した。
【００１８】
図１は、本発明によるガイドワイヤーの形状を示す平面図である。先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度は図中に記されるαであり、後述のとおり定義される角度である。αは１０〜１２０度、好ましくは４０〜７０度、より好ましくは４５〜６０度である。
【００１９】
αが７０〜１２０度、好ましくは７０〜９０度更に好ましくは７０〜８０度の本発明における角度αが相対的に大きい角度においては、インサーターを用いずイントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部に容易に挿入が可能であり、且つ、分岐血管への誤進入性は従来品のアングル型ガイドワイヤーに比較して改善されているが、本発明品の中では増加する傾向にある。
【００２０】
αが４０〜７０度、更に好ましくは４５〜６０度においては、インサーターを用いずイントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部に容易に挿入が可能であり、且つ、分岐血管への誤進入性は上記のαが大きいワイヤー（７０〜１２０度）に比較して改善される傾向にある。
【００２１】
αが１０〜４０度、好ましくは２０〜４０度更に好ましくは３０〜４０度の本発明における角度αが相対的に小さい角度においては、インサーターを用いずイントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部に挿入が可能であるが、上記のαが大きいものに比較して挿入性は低下する傾向にある。しかしながら、従来のＪ型ガイドワイヤーがインサーターを必須とした事と比較すると、顕著に操作性が改善されている。又、分岐血管への誤進入防止は上記のαが大きいワイヤーに比較して優れている傾向にある。
【００２２】
本発明において、上記角度で曲がった先端部を有するワイヤーをビーク（くちばし）型と称する。図１において、ワイヤー１に力を加えずに水平に置いた状態の水平線がワイヤー基線２であり、先端部４の先端の方向延長線３との交点がなす角度をαとする。
【００２３】
先端方向延長線の定義を更に詳細に説明すると、該先端方向延長線とは、滑らかに折り曲げた先端部において曲線部の最先端から基線の方向に存在する部分の方向延長線を言い、最先端部が直線であるものは該直線の方向延長線である。また、最先端部が直線でないものは、最先端と曲線部に向かって先端曲線部の幅の２分の１と同じ長さの点における中心点を結ぶ線を先端方向線とし、その延長線を先端方向延長線とする。例えば、先端曲線部の幅寸法が６ｍｍのときは、最先端と曲線部に向かって３ｍｍにおける中心点を結ぶ線を先端方向線とし、その延長線を先端方向延長線とする。
【００２４】
また、本発明のガイドワイヤーの先端曲線部の全体長さは基線の曲がり始めの点Ａから最先端部Ｂまでの長さＬであり、曲線部の幅は図中Ｒで示すものである。本発明のガイドワイヤーは、αが１０〜１２０度のとき、Ｒが２〜５ｍｍ未満、Ｌが０〜２０ｍｍであり、曲線部の長さ２〜３０ｍｍである。
【００２５】
更に詳しく先端形状について以下に述べる。本発明でいう先端形状は、先端角度α、先端直線部の長さ、先端曲線部の幅Ｒ、先端曲線部の長さＬにより決定される。本発明において、これらの要素の中で一番重要なものは先端角度αである。Ｒが４〜５ｍｍでαが１０〜４０度のとき、先端直線部の長さは２〜１５ｍｍ、好ましくは２〜１２ｍｍ更に好ましくは３〜１０ｍｍ、一番好ましくは３〜８ｍｍである。Ｒが４〜５ｍｍでαが４０〜７０度のとき、先端直線部の長さは１〜１２ｍｍ、好ましくは２〜１０ｍｍ、更に好ましくは３〜８ｍｍ、一番好ましくは３〜７ｍｍである。更に、Ｒが４ｍｍ以下に小さくなると、先端直線部の長さ、先端曲線部の長さＬが相対的に短くなる傾向になる。逆にＲが大きいワイヤー（５〜８ｍｍ）では、それらは相対的に長くなる傾向となる
【００２６】
本発明のガイドワイヤー芯線に用いられる金属は、該用途に通常用いられる金属であり、ニッケルチタン系合金、銅系合金、アルミ系合金又はステンレスなどであり、ニッケルチタン系合金が望ましく採用される。
【００２７】
更に、本発明に用いられるガイドワイヤーの樹脂層を含む直径は、０．４６〜１．０２ｍｍ（０．０１８〜０．０４０インチ）、好ましくは０．５６ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０２２〜０．０４０インチ）、更に好ましくは０．６４ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０２５〜０．０４０インチ）、最も好ましくは０．８９ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０３５〜０．０４０インチ）である。０．４６ｍｍ以下の径になると、本発明で定義する先端形状においても過度の先端柔軟性により、分岐血管への誤進入の確率が高くなるのである。
【００２８】
ガイドワイヤー先端曲線部におけるガイドワイヤーの柔軟性を示す曲げ荷重（支点間長さ１４ｍｍの中点を０．８ｍｍ押し込んだときの曲げ荷重）は、０．０５Ｋｇ〜０．００１Ｋｇ、好ましくは０．０４Ｋｇ〜０．００３Ｋｇ、更に好ましくは０．００３Ｋｇ〜０．００５Ｋｇ、一番好ましくは０．０２Ｋｇ〜０．００７Ｋｇである。
【００２９】
上述の如く、ガイドワイヤーの柔軟性は樹脂層を含む直径により大きく影響されることはいうまでもないが、その芯線に用いられている金属の直径及び先端形状加工（金属芯線の直径を先端に向けて次第に小とするテーパー形状、熱加工における温度制御など）等の要因により更に正確に制御が可能である。更に詳しく説明すると、ガイドワイヤー先端の必要物理的特性として、血管内での迅速な形状変化（伸びた状態からビーク型先端形状への戻り速度）、加工性（目標とする形状通り形状付けがし易い）、押し込み性等の点で先端曲線部のバネ剛性を最適化すること、及び、先端部は血管壁を損傷しない程度の柔軟性を有することが望まれる。従って、ガイドワイヤーの先端形状について、金属芯線先端のテーパー加工法と先端形状付けの熱処理条件の設定が樹脂層を含むガイドワイヤー形状と共に重要になる。
【００３０】
以下に、ニッケルチタン系ビーク型ガイドワイヤー芯線金属の形状と先端形状加工方法につき詳細に説明する。本発明において用いられる曲線部の芯線の直径は、０．０１〜０．４ｍｍ、好ましくは０．０３〜０．３ｍｍ、さらに好ましくは０．０５〜０．２ｍｍ、一番好ましくは０．０８〜０．１５ｍｍである。本発明のガイドワイヤーは、全体の長さが約１５００〜２３００ｍｍであり、基線部分の芯線の直径は０．３〜０．９ｍｍである。曲線部の先端から元部に向けて１００〜２００ｍｍの点を中間点とし、中間点から先端に向けて芯線の直径を細くすると、ワイヤーの操作性がさらに改善される。
【００３１】
従来、一般に用いられているガイドワイヤーは先端約３０ｍｍに曲線部の開始点を有し、芯線基部側の直径が約０．２ｍｍから先端に向かってテーパー加工されており、最先端は約０．１ｍｍの直径を有する。また、先端３０ｍｍからの直径が約０．１ｍｍの一定直径のものも使用できる。
【００３２】
曲線部のテーパー加工は、１段、２段または３段などの連続的または段階的なテーパー構造でよい。曲線部のどの位置でテーパーの段階を設けるかは、実験により決定される。最先端部の金属芯線の直径は０．０１〜０．２０ｍｍ、好ましくは０．０３〜０．１５ｍｍ、更に好ましくは０．０４〜０．１２ｍｍ、一番好ましくは０．０５〜０．１０ｍｍである。血管壁への損傷を軽減するためには、最先端部の金属芯線の直径を細くすることによって、剛性を小さくすることが望ましい。
【００３３】
最先端部に柔軟性を付与するには、最先端部の金属芯線の直径を細くすることにより可能であるが、この場合、最終製品への加工性が困難になる欠点が指摘される。この解決策としてガイドワイヤーの応力が小さくなるように、最先端の直線部分を扁平状（断面長方形若しくは長円形）に変形した構造が好ましい。最先端部６ｍｍが０．１ｍｍの直径の真円ガイドワイヤーを断面扁平状に加工することにより、弾性率を自由に制御（真円ワイヤーの１０〜９０％）することが可能であった。
【００３４】
図２乃至図４は、先端曲線部を扁平加工した場合の例を示す部分拡大図であり、図５（ａ）（ｂ）は図２乃至図４におけるＸ−Ｘ線及びＹ−Ｙ線断面図をそれぞれ示す。図２は、曲線部Ｌ全体を扁平加工したものであり、断面が真円で直径０．１ｍｍの金属芯線１を、図５（ａ）の状態から図５（ｂ）のように一方向にプレスして、断面が厚み０．０１〜０．２７ｍｍ（望ましくは０．０８ｍｍ）の扁平状にしたものである。また、図３は曲線部Ｌの中央部を上記と同様に扁平加工したものである。更に、図４は曲線部Ｌの先端部を上記と同様に扁平加工したものである。このように、扁平加工を施すことにより、ガイドワイヤー先端部の柔軟性及び加工性が向上する。
【００３５】
先端曲線部の剛性（柔軟性）は、上述のようにガイドワイヤー先端部の直径の制御のほかに、芯線金属がニッケルチタン系合金の場合には、先端形状付け時の熱処理温度によっても可能であることは既に公知である。即ち、ガイドワイヤー先端形状付け時の温度を４００〜５５０度で所定時間行うことにより、目的の角度αの設定及び剛性が容易に可能になる。前述の条件で先端曲線部を形状付けすると、ニッケルチタン系合金の場合には加工硬化型、伸線加工型、冷却伸線加工型等にかかわらず、全て超弾性の機能が付与されその部分は相対的に剛性が大きくなる傾向にある。
【００３６】
従って、先端部の芯線直径が０．１ｍｍ以下の細いワイヤーや、曲線部のＲが４ｍｍ以下の小さいワイヤーでは先端形状付けが困難であるので、上記熱処理による形状付けが好ましい。従って、ガイドワイヤー先端部の金属芯線の形状（先端部の直径、テーパー加工、扁平加工）と熱処理条件の組み合わせにより、種々のビーク型ガイドワイヤーの先端部の性能が決定されることになる。
【００３７】
好ましい金属は、永久歪を起こし難い導入性に優れた性質を有するニッケルチタン系合金である。より好ましくは、ニッケルチタン系合金が、先端形状付け又はリシェーピングし易く、且つ、永久変形を起こし難い、加工硬化型（特公平６−８３７２６号公報）、伸線加工型（特表平５−５０８５５９号公報）又は冷却伸線加工後に熱処理する事なく直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起にマルテンサイト変態を示さない金属（特開２０００−１４０１２４号公報）などである。
【００３８】
これらの内特に好ましいのは、先端形状付け又はリシェーピングし易く、且つ、永久変形を起こし難く、更に、押し込み性、トルク伝達性、再挿入性に優れた冷却伸線加工後に熱処理する事なく直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起にマルテンサイト変態を示さないニッケルチタン系合金である。但し、先端形状付け時に熱処理（４００〜５５０度）を施す場合には、先端熱処理部分は永久歪を起こさない超弾性機能を有する。つまり、先端形状（α、Ｒが相対的に小さい場合）によっては、先端部超弾性、先端部以外冷却伸線加工からなるニッケルチタン系ビーク型ガイドワイヤーガイドワイヤーが製造されることとなる。
【００３９】
図６は従来のＪ型ワイヤーと称されるガイドワイヤーの形状を示す側面図であり、本発明で定義される角度αが０±５度、即ちワイヤー基線５と先端方向延長線６とはほぼ平行である。Ｊ型ワイヤーと本発明のワイヤーを比較すると、内径が３ｍｍの血管モデルのシリコーンチューブ内へ押し込んだ時、本発明のワイヤーは挿入作業がスムーズでばらつきが少なく、且つ、Ｊ型ワイヤーの最大押し込み力の１０分の１以下であった。更に、引き抜き抵抗も本発明により得られるガイドワイヤーはＪ型ワイヤーに比較して４分の１程度であった。以上のモデル実験より、本発明により得られるガイドワイヤーは、Ｊ型ワイヤーに比較して血管を損傷させることなく目的患部まで押し込み易く、治療後も安全に回収できることが示されるものである。
【００４０】
図７は従来のアングル型ワイヤーと称されるガイドワイヤーを示す側面図で、本発明で定義される角度α（基線７と先端方向延長線８がなす角度）が１２０度以上の形状である。アングル型ワイヤーをシリコーンチューブで直角に分岐した血管モデルへ押し込んだ時、分岐血管部に蛇行し易く、特にブラキアル、又はラジアルからワイヤーを導入する場合、導入が困難である。一方本発明で得られるガイドワイヤーは上記の蛇行を抑制するので、本発明のワイヤーが好ましい性能を有している事が明らかとなった。
【００４１】
更に４フレンチのガイディングカテーテルを用いて、本発明により得られるワイヤーとＪ型ワイヤーの押し込み性、引き抜き抵抗を調べたところ同様の傾向を示し、本発明で定義される角度に先端形状付けされた医療用ガイドワイヤーは、操作性に優れることが明らかになった。
【００４２】
ガイドワイヤーの芯線の金属として、ニッケルチタン系合金、銅系合金、アルミ系合金又はステンレス等が用いられるが、分岐・蛇行血管内に血管に損傷を与えることなく血管形状に順応してガイドワイヤーを押し込むためには、柔軟性と形状復元性が要求される。近年、カテーテルが末梢血管に押し込められるようになり、益々その要求が増してきている。従来、ガイドワイヤー芯材として主としてステンレス鋼線材が用いられてきたが、蛇行した血管内を通過させると永久変形を起こして変形したままになってしまい、末梢血管に押し込めなくなり、又、再挿入もできない問題点があった。
【００４３】
芯線の金属を被覆する材料としては、被覆の容易さと更に潤滑性機能を付与する必要性から、ポリウレタン、ポリアミドエラストマー、ポリエステルエラストマー、ポリオレフィン系エラストマー、又は、フッ素系等或いはこれらの高分子を主成分とするポリマーアロイ等の柔軟な高分子が用いられる。高分子被覆材は樹脂等の芯材金属の湾曲の妨げにならない程度に柔軟で、外表面は実質的に凹凸の無い滑らかな表面となっている。高分子被覆材の中には、タングステン、ビスマス、バリウム等の微粉末をＸ線造影物質として混合することも可能である。
【００４４】
芯線の金属を被覆する高分子の表面は、カテーテル内表面や血管との摩擦抵抗を減少させ、良好な摺動性を発現させるために親水性高分子によりコーティングが施されている。親水性高分子としては、水酸基、アミド基、アミノ基、カルボン酸基、カルボン酸塩基、スルフォン酸基、スルフォン酸塩基、及び又はピロリドン基等の親水性基を有しているものが好ましい。具体的には、ビニルエーテル〜無水マレイン酸共重合体、ビニルエーテル〜無水マレイン酸共重合体塩、ポリエーテル、ポリアクリル酸塩又はポリビニルピロリドン等が用いられる。
【００４５】
以下に本発明を実施例により説明する。
【実施例１】
芯線の金属に直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起マルテンサイト変態を示さないウレタンで被覆された直径０．８９ｍｍのニッケルチタン系合金を、ポリビニルピロリドンで潤滑化コートしたガイドワイヤーを用いて、本発明で定義される先端形状の角度が４５度のガイドワイヤーを作成した。得られたガイドワイヤーを血管モデルである直径３ｍｍのシリコーンチューブ内に５００ｍｍ／ｍｉｎの速度で押し込んだときの押し込み長と抵抗値を３回測定した結果、押し込み時の負荷は平均０．００５ｋｇｆで一定であり、スムーズにチューブ内を進むことが確認できた。更に、ガイドワイヤーをチューブから引き抜くときの抵抗値を測定した結果、引き抜き時の平均抵抗値は０．００５ｋｇｆで押し込み時より、最大と最小抵抗値の差が押し込み時より小さく、スムーズにガイドワイヤーをチューブ内から回収することができた。
【００４６】
【比較例１】
実施例１と同じ材料からなるガイドワイヤーを用いて、本発明で定義される先端形状の角度が０±５度のＪ型ワイヤーを作成し、実施例１と同じ方法で４回測定した時の結果、押し込み時のチューブ内での形状は屈曲し、この為に押し込み時の一回あたりの平均負荷は０．０２５〜０．０７５ｋｇｆで一定ではなく、本発明のものに比べて５倍以上の負荷がかかっていることがわかった。引き抜き時の平均抵抗値を測定した結果、０．０２ｋｇｆの一定値を示すことが分かったが、本発明のものに比較して高い傾向にあった。
【００４７】
【実施例２】
実施例１と同じ本発明より得られたガイドワイヤーを用いて、シリコーンチューブを４フレンチのカテーテルに置き換えて、押し込み抵抗を３回測定した結果、押し込み時の平均負荷は０．０１５ｋｇｆであった。カテーテルから引き抜くときの抵抗値を３回測定した結果、引き抜き時の平均抵抗値は０．０２ｋｇｆで、バラツキも小さかった。
【００４８】
【比較例２】
比較例１と同じＪ型ガイドワイヤーを用いて、シリコーンチューブを４フレンチのカテーテルに置き換えて、押し込み抵抗を３回測定した結果、押し込み時の平均負荷は０．０３０ｋｇｆで、実施例２の本発明で得られるワイヤーに比較して大きい傾向にあり、バラツキも大きい結果であった。引き抜き時の平均抵抗値も０．０３５ｋｇｆで、実施例２の本発明で得られるワイヤーに比較して大きい傾向にある事が判明した。
【００４９】
【実施例３】
直径３ｍｍのシリコーンチューブでＴ字状の冠状動脈の分岐モデル血管を作成し、実施例１の本発明で得られたガイドワイヤーを押し込んだとき、分岐部に導入される事は無かった。
【００５０】
【比較例３】
本発明で定義される先端角度を１３５度に形状付けした従来のガイドワイヤーを、実施例３と同じ方法でシリコーンチューブ中に押し込んだ時、先端を本発明で定義される角度６０度に形状付けしたガイドワイヤーに比較して、分岐部に誤導入される確率が大きかった。
【００５１】
【実施例４】
先端を本発明で定義される角度７０度に形状付けしたガイドワイヤーは、シース、又はカテーテルにインサーターを用いずに導入することができた。
【００５２】
【比較例４】
先端をＪ型に形状付けしたガイドワイヤーは、インサーターを使用しない時、シース、又は、カテーテルに導入することが極めて困難であった。
【００５３】
【実施例５】
樹脂コートガイドワイヤーの直径が０．８９ｍｍ、αが３０度、金属芯線の最先端直径が０．１ｍｍ、先端曲線部の幅Ｒが４．５ｍｍ、先端直線部の長さが６ｍｍのガイドワイヤーを実施例１と同じ方法で作成し、その性能を測定した。押し込み抵抗は０．００１Ｋｇｆで、インサーターを用いることなくイントロデューサー留置針に挿入が可能で安全性、操作性に優れていた。
【００５４】
【比較例５】
αが０度とした以外は実施例５と同じガイドワイヤーの実施例１と同じ方法で測定した押し込み抵抗は０．００３Ｋｇｆで、実施例５のガイドワイヤーに比較して押し込み抵抗が大きく、且つ、イントロデューサー留置針への挿入にはインサーターを必要とした。
【００５５】
なお、本発明のガイドワイヤーは冠状動脈のほか、脳や腹部などの造影用又はイントロデューサー用に使用可能である。
【００５６】
【発明の効果】
本発明で規定する直径および角度に形状付けされた先端を有するガイドワイヤーは、従来の形状付けされたものに比較して、血管の分岐部への蛇行を抑制する効果が高く（傾向にあり）、Ｊ型ワイヤーに比較して押し込み時の負荷と引き抜き時の抵抗が小さく、血管表面を傷つけ難く、操作性が良好であることを示した。更に、導入針、シース又はカテーテルへの導入時に、従来のＪ型ワイヤーはインサーターを必要とするが、本発明によるガイドワイヤーは不要で操作性を改善することができた。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明により得られるガイドワイヤーの１例の形状を示す側面図である。
【図２】先端曲線部を扁平加工した場合の例を示す部分拡大図である。
【図３】別例の同様図である。
【図４】別例の同様図である。
【図５】（ａ）（ｂ）はそれぞれ図２乃至図３におけるＸ−Ｘ線、Ｙ−Ｙ線断面図である。
【図６】従来のＪ型ワイヤーの形状を示す側面図。
【図７】従来のアングル型ガイドワイヤーの形状を示す側面図。
【符号の説明】
１            ガイドワイヤー
２、５、７    基線
３、６、８    方向延長線
４            ワイヤー先端
Ａ            曲線開始点
Ｂ            最先端部
Ｒ            曲線部幅
【図１】
2004181184.tif 000003
【図２】
2004181184.tif 000004
【図３】
2004181184.tif 000005
【図４】
2004181184.tif 000006
【図５】
2004181184.tif 000007
【図６】
2004181184.tif 000008
【図７】
2004181184.tif 000009
【手続補正書】
【提出日】平成14年12月28日(2002.12.28)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１】
樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有するガイドワイヤーであって、該先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が１０〜１２０度であり、曲線部の幅寸法が２ｍｍ以上５ｍｍ未満であることを特徴とする医療用ガイドワイヤー。
【手続補正書】
【提出日】平成15年11月5日(2003.11.5)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有する医療用ガイドワイヤーであって、該先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が４０〜７０度であり、曲線部の幅寸法が２ｍｍ以上５ｍｍ未満であることを特徴とする医療用ガイドワイヤー。
【請求項２】樹脂層を含むガイドワイヤーの直径が０．４６〜１．０２ｍｍである請求項１記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項３】上記金属芯線がＮｉ−Ｔｉ系合金である請求項１又は２に記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項４】上記先端部の方向延長線上の先端直線部長さが０〜２０ｍｍである請求項１乃至３いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【請求項５】上記曲線部の長さが２〜３０ｍｍである請求項１乃至４いずれか記載の医療用ガイドワイヤー。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は治療もしくは検査用として用いるカテーテル又はイントロデューサーキットを血管の目的部位に導入する為に用いられる医療用ガイドワイヤーに関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用ガイドワイヤーは診断、治療などを行う際、カテーテル又はイントロデューサーキットを血管内に導入し患部に留置する為に用いられる。従って、医療用ガイドワイヤーは分岐や蛇行する血管内を血管に損傷を与える事なく、血管形状に追随して押し込む事が可能な先端形状付けが必要となる。近年、カテーテルの血管への導入口がフェモラル（大腿部）からブラキアル（上腕）又はラジアル（手首）に移行しつつあり、益々この要望が強くなってきている。
【０００３】
ガイドワイヤーを心臓の所望の位置へ進めることを可能にする為、市販ガイドワイヤー先端部の形状付け（シェーピング）がなされている。更に、臨床現場において分岐部の形状に合わせて手指で医師により形状付け（リシェープ）が施されるほど、先端形状は機能上において重要な要素となっている。
【０００４】
ブラキアル、又は、ラジアルより心臓に向かって押し込むときに用いられるワイヤーの先端は、挿入途中で分岐血管への進入（蛇行）を防止する為に、Ｊ型に形状付けされた規格のものが近年用いられる傾向にある。先端を湾曲した形に形状付けした医療用ガイドワイヤーを、導入針、カテーテル又はシースに挿入する際、挿入補助器具としてインサーターが用いられている。特に、Ｊ型ワイヤーを導入針、カテーテル又はシースに挿入する為には、インサーターなくしては挿入が極めて困難である。
【０００５】
Ｊ型ワイヤーを導入針、カテーテル又はシースに挿入する際、上記の通りインサーターが必須であり、その構造を改良して、ワイヤーの湾曲部を矯正しながらインサーター内への挿入性を改善したものとして、特許文献１に開示されたものがある。
【０００６】
一方、従来より使用されている治療用ガイドワイヤーは、直径が０．４ｍｍ程度であり、径が細いためＸ線視認性が低く、先端に金コイル線をつけるなどの視認性の改善が必要とされる。また細く曲がりやすいために目的以外の血管に入りやすい問題もある。更に、医療用ガイドワイヤーの芯線金属としては、ステンレス又はニッケルチタン系合金が主として実用に供されているが、近年、中でも超弾性のニッケルチタン系合金が主流になっている（特許文献２、特許文献３、特許文献４）。
【０００７】
【特許文献１】
特開平７−１５５３８２号公報
【特許文献２】
特公平２−２４５５０号公報
【特許文献３】
特公平２−２４５４８号公報
【特許文献４】
特公平２−２４５４９号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上記のような医療用ガイドワイヤーの先端は、Ｊ型、ダブルアングル型又はアングル型に形状付けがなされている。この中で、ブラキアル、又はラジアルからガイドワイヤーを導入する場合、先端がＪ型に形状付けされた医療用ガイドワイヤーは、スムーズに血管内に押し込むことが出来ない場合が往々にしてある。
【０００９】
手術中ガイドワイヤーをシースから引き抜く操作が頻繁に行われる場合もあり、上記特許文献１に記載されたＪ型のガイドワイヤーの場合は、再度ワイヤーをシースに挿入する度毎にインサーターのような補助器具を使用しなければならず、医師などに不要な作業と時間を強いる問題がある。
【００１０】
また、特許文献２〜４の超弾性のニッケルチタン系合金を芯線金属に用いた場合、Ｊ型等の先端形状付けが極めて困難である欠点を有する。更に、医師による臨床現場での先端形状付けが出来ない欠点も指摘されている。
【００１１】
この欠点を改善する目的で金属コイルを先端部に密着させて先端形状付けを改善したガイドワイヤー（特開平１０−１４６３９０号公報）が提案されている。以上の種々の知見を基に、本発明者らは鋭意検討を重ねて本発明を完成させたものであり、その目的とするところは、ブラキアル、又は、ラジアルよりガイドワイヤーを心臓に向かって導入する際に用いられるＪ型ワイヤーに比べて、スムーズにガイドワイヤー導入を可能にするような先端形状を有するガイドワイヤーであり、且つ、導入針、カテーテル又はシースにワイヤーを挿入する際に必要となるインサーターのような余分な補助器具を必要としない、操作性に優れた血管造影又はイントロデューサー用ガイドワイヤーとして好適に用いられる医療用ガイドワイヤーを提供することにある。
【００１２】
これをさらに詳しく説明すると、ガイドワイヤーを血管に導入する際のイントロデューサー留置針又はカテーテルのコネクター部への挿入容易性、治療部位までの移動過程における血管に対する押し込み抵抗性、および治療部位に至るまでの分岐血管への誤侵入性の大小が、ガイドワイヤーの性能として重要であり、これらの性能のバランスに優れたガイドワイヤーを提供することである。
【００１３】
【課題を解決する為の手段】
請求項１の発明は、樹脂で表面被覆された金属芯線からなり、滑らかな曲線状に折り曲げられた先端部を有する医療用ガイドワイヤーであって、該先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が４０〜７０度であり、曲線部の幅寸法が２ｍｍ以上５ｍｍ未満であることを特徴とする医療用ガイドワイヤーである。
【００１４】
本発明の医療用ガイドワイヤーにおいては、樹脂層を含む直径が０．４６〜１．０２ｍｍであること（請求項２）、上記金属芯線がＮｉ−Ｔｉ系合金であること（請求項３）が望ましい。また、上記先端部の方向延長線上の先端直線部長さは、０〜２０ｍｍ（請求項４）や、曲線部の長さが２〜３０ｍｍ（請求項５）であっても良い。
【００１５】
【発明の実施の形態】
本発明は、ガイドワイヤー先端形状を、心臓に導入途中で分岐血管に蛇行することなく、且つ、押し込み時と引き抜き時の抵抗値が小さくスムーズに操作できる事を可能にする為、芯線が金属で表面を樹脂で被覆した滑らかな曲線状に折り曲げた先端を有し、該先端の方向延長線とワイヤー基線のなす角度が４０度から７０度の範囲に形状付けした、操作性に優れた高機能医療用ガイドワイヤーである。
【００１６】
上述したように、従来のＪ型ガイドワイヤーは、イントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部へ、先端部を直線状に伸ばした状態で導入する際の挿入性が問題である。次いで手首動脈から上腕動脈へ向かってガイドワイヤーを略直線状態で押し込むとき、従来のＪ型ガイドワイヤーは押し込み抵抗が強く血管壁を損傷する可能性が大きかった。次に、ガイドワイヤー先端が血管径の大きな上腕動脈に到達すると、略直線状態の先端部分が超弾性等の性質によりガイドワイヤーは元のＪ型の先端曲線部形状に戻る。その形状で更に血管内を進行するが、心臓と頭部への血管分岐部で頭部への血管に誤進入する危険性が問題となる。従来品のアングル型ガイドワイヤーは頭部への誤進入の確率が高い危険性が従来から指摘されている。本発明者らは上記のガイドワイヤーに求められる性能と形状の関係を鋭意検討した。
【００１７】
図１は、本発明によるガイドワイヤーの形状を示す平面図である。先端部の方向延長線とワイヤー基線のなす角度は図中に記されるαであり、後述のとおり定義される角度である。αは４０〜７０度、好ましくは４５〜６０度である。
【００１８】
αが４０〜７０度、好ましくは４５〜６０度においては、インサーターを用いずイントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部に容易に挿入が可能であり、且つ、分岐血管への誤進入性は上記のαが大きいワイヤー（７０〜１２０度）に比較して改善される傾向にある。αが１０〜４０度の相対的に小さい角度においては、インサーターを用いずイントロデューサー留置針又はカテーテルコネクター部に挿入が可能であるが、αが大きいものに比較して挿入性は低下する傾向にある。
【００１９】
本発明において、上記角度で曲がった先端部を有するワイヤーをビーク（くちばし）型と称する。図１において、ワイヤー１に力を加えずに水平に置いた状態の水平線がワイヤー基線２であり、先端部４の先端の方向延長線３との交点がなす角度をαとする。
【００２０】
先端方向延長線の定義を更に詳細に説明すると、該先端方向延長線とは、滑らかに折り曲げた先端部において曲線部の最先端から基線の方向に存在する部分の方向延長線を言い、最先端部が直線であるものは該直線の方向延長線である。また、最先端部が直線でないものは、最先端と曲線部に向かって先端曲線部の幅の２分の１と同じ長さの点における中心点を結ぶ線を先端方向線とし、その延長線を先端方向延長線とする。例えば、先端曲線部の幅寸法が６ｍｍのときは、最先端と曲線部に向かって３ｍｍにおける中心点を結ぶ線を先端方向線とし、その延長線を先端方向延長線とする。即ち、本発明では、先端直線部を含むから、当該定義における方向延長線は、この先端直線部の方向延長線を意味する。
【００２１】
また、本発明のガイドワイヤーの先端曲線部の全体長さは基線の曲がり始めの点Ａから最先端部Ｂまでの長さＬであり、曲線部の幅は図中Ｒで示すものである。本発明のガイドワイヤーは、αが４０〜７０度のとき、Ｒが２〜５ｍｍ未満、Ｌが０〜２０ｍｍであり、曲線部の長さ２〜３０ｍｍである。
【００２２】
更に詳しく先端形状について以下に述べる。本発明でいう先端形状は、先端角度α、先端直線部の長さ、先端曲線部の幅Ｒ、先端曲線部の長さＬにより決定される。本発明において、これらの要素の中で一番重要なものは先端角度αである。Ｒが４〜５ｍｍでαが４０〜７０度のとき、先端直線部の長さは１〜１２ｍｍ、好ましくは２〜１０ｍｍ、更に好ましくは３〜８ｍｍ、一番好ましくは３〜７ｍｍである。更に、Ｒが４ｍｍ以下に小さくなると、先端直線部の長さ、先端曲線部の長さＬが相対的に短くなる傾向になる。逆にＲが大きいワイヤー（５〜８ｍｍ）では、それらは相対的に長くなる傾向となる
【００２３】
本発明のガイドワイヤー芯線に用いられる金属は、該用途に通常用いられる金属であり、ニッケルチタン系合金、銅系合金、アルミ系合金又はステンレスなどであり、ニッケルチタン系合金が望ましく採用される。
【００２４】
更に、本発明に用いられるガイドワイヤーの樹脂層を含む直径は、０．４６〜１．０２ｍｍ（０．０１８〜０．０４０インチ）、好ましくは０．５６ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０２２〜０．０４０インチ）、更に好ましくは０．６４ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０２５〜０．０４０インチ）、最も好ましくは０．８９ｍｍ〜１．０２ｍｍ（０．０３５〜０．０４０インチ）である。０．４６ｍｍ以下の径になると、本発明で定義する先端形状においても過度の先端柔軟性により、分岐血管への誤進入の確率が高くなるのである。
【００２５】
ガイドワイヤー先端曲線部におけるガイドワイヤーの柔軟性を示す曲げ荷重（支点間長さ１４ｍｍの中点を０．８ｍｍ押し込んだときの曲げ荷重）は、０．０５Ｋｇ〜０．００１Ｋｇ、好ましくは０．０４Ｋｇ〜０．００３Ｋｇ、更に好ましくは０．００３Ｋｇ〜０．００５Ｋｇ、一番好ましくは０．０２Ｋｇ〜０．００７Ｋｇである。
【００２６】
上述の如く、ガイドワイヤーの柔軟性は樹脂層を含む直径により大きく影響されることはいうまでもないが、その芯線に用いられている金属の直径及び先端形状加工（金属芯線の直径を先端に向けて次第に小とするテーパー形状、熱加工における温度制御など）等の要因により更に正確に制御が可能である。更に詳しく説明すると、ガイドワイヤー先端の必要物理的特性として、血管内での迅速な形状変化（伸びた状態からビーク型先端形状への戻り速度）、加工性（目標とする形状通り形状付けがし易い）、押し込み性等の点で先端曲線部のバネ剛性を最適化すること、及び、先端部は血管壁を損傷しない程度の柔軟性を有することが望まれる。従って、ガイドワイヤーの先端形状について、金属芯線先端のテーパー加工法と先端形状付けの熱処理条件の設定が樹脂層を含むガイドワイヤー形状と共に重要になる。
【００２７】
以下に、ニッケルチタン系ビーク型ガイドワイヤー芯線金属の形状と先端形状加工方法につき詳細に説明する。本発明において用いられる曲線部の芯線の直径は、０．０１〜０．４ｍｍ、好ましくは０．０３〜０．３ｍｍ、さらに好ましくは０．０５〜０．２ｍｍ、一番好ましくは０．０８〜０．１５ｍｍである。本発明のガイドワイヤーは、全体の長さが約１５００〜２３００ｍｍであり、基線部分の芯線の直径は０．３〜０．９ｍｍである。曲線部の先端から元部に向けて１００〜２００ｍｍの点を中間点とし、中間点から先端に向けて芯線の直径を細くすると、ワイヤーの操作性がさらに改善される。
【００２８】
従来、一般に用いられているガイドワイヤーは先端約３０ｍｍに曲線部の開始点を有し、芯線基部側の直径が約０．２ｍｍから先端に向かってテーパー加工されており、最先端は約０．１ｍｍの直径を有する。また、先端３０ｍｍからの直径が約０．１ｍｍの一定直径のものも使用できる。
【００２９】
曲線部のテーパー加工は、１段、２段または３段などの連続的または段階的なテーパー構造でよい。曲線部のどの位置でテーパーの段階を設けるかは、実験により決定される。最先端部の金属芯線の直径は０．０１〜０．２０ｍｍ、好ましくは０．０３〜０．１５ｍｍ、更に好ましくは０．０４〜０．１２ｍｍ、一番好ましくは０．０５〜０．１０ｍｍである。血管壁への損傷を軽減するためには、最先端部の金属芯線の直径を細くすることによって、剛性を小さくすることが望ましい。
【００３０】
最先端部に柔軟性を付与するには、最先端部の金属芯線の直径を細くすることにより可能であるが、この場合、最終製品への加工性が困難になる欠点が指摘される。この解決策としてガイドワイヤーの応力が小さくなるように、最先端の直線部分を扁平状（断面長方形若しくは長円形）に変形した構造が好ましい。最先端部６ｍｍが０．１ｍｍの直径の真円ガイドワイヤーを断面扁平状に加工することにより、弾性率を自由に制御（真円ワイヤーの１０〜９０％）することが可能であった。
【００３１】
図２乃至図４は、先端曲線部を扁平加工した場合の例を示す部分拡大図であり、図５（ａ）（ｂ）は図２乃至図４におけるＸ−Ｘ線及びＹ−Ｙ線断面図をそれぞれ示す。図２は、曲線部Ｌ全体を扁平加工したものであり、断面が真円で直径０．１ｍｍの金属芯線１を、図５（ａ）の状態から図５（ｂ）のように一方向にプレスして、断面が厚み０．０１〜０．２７ｍｍ（望ましくは０．０８ｍｍ）の扁平状にしたものである。また、図３は曲線部Ｌの中央部を上記と同様に扁平加工したものである。更に、図４は曲線部Ｌの先端部を上記と同様に扁平加工したものである。このように、扁平加工を施すことにより、ガイドワイヤー先端部の柔軟性及び加工性が向上する。
【００３２】
先端曲線部の剛性（柔軟性）は、上述のようにガイドワイヤー先端部の直径の制御のほかに、芯線金属がニッケルチタン系合金の場合には、先端形状付け時の熱処理温度によっても可能であることは既に公知である。即ち、ガイドワイヤー先端形状付け時の温度を４００〜５５０度で所定時間行うことにより、目的の角度αの設定及び剛性が容易に可能になる。前述の条件で先端曲線部を形状付けすると、ニッケルチタン系合金の場合には加工硬化型、伸線加工型、冷却伸線加工型等にかかわらず、全て超弾性の機能が付与されその部分は相対的に剛性が大きくなる傾向にある。
【００３３】
従って、先端部の芯線直径が０．１ｍｍ以下の細いワイヤーや、曲線部のＲが４ｍｍ以下の小さいワイヤーでは先端形状付けが困難であるので、上記熱処理による形状付けが好ましい。従って、ガイドワイヤー先端部の金属芯線の形状（先端部の直径、テーパー加工、扁平加工）と熱処理条件の組み合わせにより、種々のビーク型ガイドワイヤーの先端部の性能が決定されることになる。
【００３４】
好ましい金属は、永久歪を起こし難い導入性に優れた性質を有するニッケルチタン系合金である。より好ましくは、ニッケルチタン系合金が、先端形状付け又はリシェーピングし易く、且つ、永久変形を起こし難い、加工硬化型（特公平６−８３７２６号公報）、伸線加工型（特表平５−５０８５５９号公報）又は冷却伸線加工後に熱処理する事なく直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起にマルテンサイト変態を示さない金属（特開２０００−１４０１２４号公報）などである。
【００３５】
これらの内特に好ましいのは、先端形状付け又はリシェーピングし易く、且つ、永久変形を起こし難く、更に、押し込み性、トルク伝達性、再挿入性に優れた冷却伸線加工後に熱処理する事なく直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起にマルテンサイト変態を示さないニッケルチタン系合金である。但し、先端形状付け時に熱処理（４００〜５５０度）を施す場合には、先端熱処理部分は永久歪を起こさない超弾性機能を有する。つまり、先端形状（α、Ｒが相対的に小さい場合）によっては、先端部超弾性、先端部以外冷却伸線加工からなるニッケルチタン系ビーク型ガイドワイヤーガイドワイヤーが製造されることとなる。
【００３６】
図６は従来のＪ型ワイヤーと称されるガイドワイヤーの形状を示す側面図であり、本発明で定義される角度αが０±５度、即ちワイヤー基線５と先端方向延長線６とはほぼ平行である。Ｊ型ワイヤーと本発明のワイヤーを比較すると、内径が３ｍｍの血管モデルのシリコーンチューブ内へ押し込んだ時、本発明のワイヤーは挿入作業がスムーズでばらつきが少なく、且つ、Ｊ型ワイヤーの最大押し込み力の１０分の１以下であった。更に、引き抜き抵抗も本発明により得られるガイドワイヤーはＪ型ワイヤーに比較して４分の１程度であった。以上のモデル実験より、本発明により得られるガイドワイヤーは、Ｊ型ワイヤーに比較して血管を損傷させることなく目的患部まで押し込み易く、治療後も安全に回収できることが示されるものである。
【００３７】
図７は従来のアングル型ワイヤーと称されるガイドワイヤーを示す側面図で、本発明で定義される角度α（基線７と先端方向延長線８がなす角度）が１２０度以上の形状である。アングル型ワイヤーをシリコーンチューブで直角に分岐した血管モデルへ押し込んだ時、分岐血管部に蛇行し易く、特にブラキアル、又はラジアルからワイヤーを導入する場合、導入が困難である。一方本発明で得られるガイドワイヤーは上記の蛇行を抑制するので、本発明のワイヤーが好ましい性能を有している事が明らかとなった。
【００３８】
更に４フレンチのガイディングカテーテルを用いて、本発明により得られるワイヤーとＪ型ワイヤーの押し込み性、引き抜き抵抗を調べたところ同様の傾向を示し、本発明で定義される角度に先端形状付けされた医療用ガイドワイヤーは、操作性に優れることが明らかになった。
【００３９】
ガイドワイヤーの芯線の金属として、ニッケルチタン系合金、銅系合金、アルミ系合金又はステンレス等が用いられるが、分岐・蛇行血管内に血管に損傷を与えることなく血管形状に順応してガイドワイヤーを押し込むためには、柔軟性と形状復元性が要求される。近年、カテーテルが末梢血管に押し込められるようになり、益々その要求が増してきている。従来、ガイドワイヤー芯材として主としてステンレス鋼線材が用いられてきたが、蛇行した血管内を通過させると永久変形を起こして変形したままになってしまい、末梢血管に押し込めなくなり、又、再挿入もできない問題点があった。
【００４０】
芯線の金属を被覆する材料としては、被覆の容易さと更に潤滑性機能を付与する必要性から、ポリウレタン、ポリアミドエラストマー、ポリエステルエラストマー、ポリオレフィン系エラストマー、又は、フッ素系等或いはこれらの高分子を主成分とするポリマーアロイ等の柔軟な高分子が用いられる。高分子被覆材は樹脂等の芯材金属の湾曲の妨げにならない程度に柔軟で、外表面は実質的に凹凸の無い滑らかな表面となっている。高分子被覆材の中には、タングステン、ビスマス、バリウ厶等の微粉末をＸ線造影物質として混合することも可能である。
【００４１】
芯線の金属を被覆する高分子の表面は、カテーテル内表面や血管との摩擦抵抗を減少させ、良好な摺動性を発現させるために親水性高分子によりコーティングが施されている。親水性高分子としては、水酸基、アミド基、アミノ基、カルボン酸基、カルボン酸塩基、スルフォン酸基、スルフォン酸塩基、及び又はピロリドン基等の親水性基を有しているものが好ましい。具体的には、ビニルエーテル〜無水マレイン酸共重合体、ビニルエーテル〜無水マレイン酸共重合体塩、ポリエーテル、ポリアクリル酸塩又はポリビニルピロリドン等が用いられる。
【００４２】
以下に本発明を実施例により説明する。
【実施例１】
芯線の金属に直線状に機械的矯正加工が施され、応力誘起マルテンサイト変態を示さないウレタンで被覆された直径０．８９ｍｍのニッケルチタン系合金を、ポリビニルピロリドンで潤滑化コートしたガイドワイヤーを用いて、本発明で定義される先端形状の角度が４５度のガイドワイヤーを作成した。得られたガイドワイヤーを血管モデルである直径３ｍｍのシリコーンチューブ内に５００ｍｍ／ｍｉｎの速度で押し込んだときの押し込み長と抵抗値を３回測定した結果、押し込み時の負荷は平均０．００５ｋｇｆで一定であり、スムーズにチューブ内を進むことが確認できた。更に、ガイドワイヤーをチューブから引き抜くときの抵抗値を測定した結果、引き抜き時の平均抵抗値は０．００５ｋｇｆで押し込み時より、最大と最小抵抗値の差が押し込み時より小さく、スムーズにガイドワイヤーをチューブ内から回収することができた。
【００４３】
【比較例１】
実施例１と同じ材料からなるガイドワイヤーを用いて、本発明で定義される先端形状の角度が０±５度のＪ型ワイヤーを作成し、実施例１と同じ方法で４回測定した時の結果、押し込み時のチューブ内での形状は屈曲し、この為に押し込み時の一回あたりの平均負荷は０．０２５〜０．０７５ｋｇｆで一定ではなく、本発明のものに比べて５倍以上の負荷がかかっていることがわかった。引き抜き時の平均抵抗値を測定した結果、０．０２ｋｇｆの一定値を示すことが分かったが、本発明のものに比較して高い傾向にあった。
【００４４】
【実施例２】
実施例１と同じ本発明より得られたガイドワイヤーを用いて、シリコーンチューブを４フレンチのカテーテルに置き換えて、押し込み抵抗を３回測定した結果、押し込み時の平均負荷は０．０１５ｋｇｆであった。カテーテルから引き抜くときの抵抗値を３回測定した結果、引き抜き時の平均抵抗値は０．０２ｋｇｆで、バラツキも小さかった。
【００４５】
【比較例２】
比較例１と同じＪ型ガイドワイヤーを用いて、シリコーンチューブを４フレンチのカテーテルに置き換えて、押し込み抵抗を３回測定した結果、押し込み時の平均負荷は０．０３０ｋｇｆで、実施例２の本発明で得られるワイヤーに比較して大きい傾向にあり、バラツキも大きい結果であった。引き抜き時の平均抵抗値も０．０３５ｋｇｆで、実施例２の本発明で得られるワイヤーに比較して大きい傾向にある事が判明した。
【００４６】
【実施例３】
直径３ｍｍのシリコーンチューブでＴ字状の冠状動脈の分岐モデル血管を作成し、実施例１の本発明で得られたガイドワイヤーを押し込んだとき、分岐部に導入される事は無かった。
【００４７】
【比較例３】
本発明で定義される先端角度を１３５度に形状付けした従来のガイドワイヤーを、実施例３と同じ方法でシリコーンチューブ中に押し込んだ時、先端を本発明で定義される角度６０度に形状付けしたガイドワイヤーに比較して、分岐部に誤導入される確率が大きかった。
【００４８】
【実施例４】
先端を本発明で定義される角度７０度に形状付けしたガイドワイヤーは、シース、又はカテーテルにインサーターを用いずに導入することができた。
【００４９】
【比較例４】
先端をＪ型に形状付けしたガイドワイヤーは、インサーターを使用しない時、シース、又は、カテーテルに導入することが極めて困難であった。
【００５０】
なお、本発明のガイドワイヤーは冠状動脈のほか、脳や腹部などの造影用又はイントロデューサー用に使用可能である。
【００５１】
【発明の効果】
本発明で規定する直径および角度に形状付けされた先端を有するガイドワイヤーは、従来の形状付けされたものに比較して、血管の分岐部への蛇行を抑制する効果が高く（傾向にあり）、Ｊ型ワイヤーに比較して押し込み時の負荷と引き抜き時の抵抗が小さく、血管表面を傷つけ難く、操作性が良好であることを示した。更に、導入針、シース又はカテーテルへの導入時に、従来のＪ型ワイヤーはインサーターを必要とするが、本発明によるガイドワイヤーは不要で操作性を改善することができた。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明により得られるガイドワイヤーの１例の形状を示す側面図である。
【図２】先端曲線部を扁平加工した場合の例を示す部分拡大図である。
【図３】別例の同様図である。
【図４】別例の同様図である。
【図５】（ａ）（ｂ）はそれぞれ図２乃至図３におけるＸ−Ｘ線、Ｙ−Ｙ線断面図である。
【図６】従来のＪ型ワイヤーの形状を示す側面図である。
【図７】従来のアングル型ガイドワイヤーの形状を示す側面図である。
【符号の説明】
１            ガイドワイヤー
２、５、７    基線
３、６、８    方向延長線
４            ワイヤー先端
Ａ            曲線開始点
Ｂ            最先端部
Ｒ            曲線部幅


【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
2004181184.tif 000010
【図２】
2004181184.tif 000011
【図３】
2004181184.tif 000012
【図４】
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【図５】
2004181184.tif 000014
【図６】
2004181184.tif 000015
【図７】
2004181184.tif 000016