(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、
冷間伸線工程と、
β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用ガイドワイヤであって、
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、
Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であることを特徴とするβチタン合金細線を用いた医療用ガイドワイヤ。
【請求項２】
β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、
冷間伸線工程と、
β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用カテーテルであって、
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、
Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であることを特徴とするβチタン合金細線を用いた医療用カテーテル。
【請求項３】
β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、
冷間伸線工程と、
β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用ステントであって、
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、
Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であることを特徴とするβチタン合金細線を用いた医療用ステント。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用ガイドワイヤやカテーテル、更にはステントなど、血管や消化管に挿入したカテーテルを通して使用される医療器具に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、血管や消化管などにカテーテルを挿入して診断や治療を行うことが増えつつある。カテーテルを通して使用される医療器具としては、カテーテル内を通して操作するガイドワイヤやカテーテル、又はカテーテル内を通して目的部位に留置するステントがある。
【０００３】
そのうち、医療用ガイドワイヤの例を次に説明する。
【０００４】
医療用ガイドワイヤは、低侵襲の治療などを行う際にカテーテルを導入するための案内役として用いられている。一般的に医療用ガイドワイヤは、カテーテルの先端部から突き出した状態で血管に挿入される。そこで、医療用ガイドワイヤは、蛇行血管或いは狭窄部を通過し（通過性）、分岐個所を所望の方向に選択的に進入できること（選択性、押し込み性）が必要とされる。また、予め先端部に若干の曲げ癖を与え（リシェイプ）てカテーテルに挿入され、医療用ガイドワイヤの基端側から僅かなねじり力を加えられて、その先端部の曲がりを回転させ分岐部を選択する。したがって、医療用ガイドワイヤには、基端部のねじり操作に先端部が１対１で対応すること（トルク伝達性）が必要とされる。
【０００５】
現在、医療用ガイドワイヤとしてはステンレス鋼製の線状体を内芯とし、その先端部にステンレス鋼製のコイルを巻きつけたものと、超弾性合金を内芯とし合成樹脂を被覆したものに大別されている。
【０００６】
しかしながら、ステンレス鋼製ガイドワイヤのように腰が強く押し込みがきき、且つ塑性変形し易い材料を内芯に用いると、蛇行する管腔部や狭窄部において血管壁を傷つけてしまったり、蛇行する血管を伸張してしまう事が懸念される。また、抜去時に塑性変形したガイドワイヤが血管壁を傷つけることも問題となっている。それに加えてステンレス鋼製ガイドワイヤは蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が極めて悪く、分岐部での選択性、操作性が悪いことが以前から問題視されている。一方、超弾性合金製ガイドワイヤは蛇行する血管内におけるトルク伝達性は高いものの、その先端部はリシェイプができないことや、湾曲状態での耐曲げ力が弱いといった問題を抱えている。したがって、上記問題点を解決し、容易に、且つ安全に術者が手技を行うことができる高弾性でありながら適度な腰強度を持つリシェイプ可能なガイドワイヤが要求されていた。
【０００７】
比較的新しい内芯素材として、特開平06-063151号公報はCo-Ni-Cr-Fe系合金からなる内芯を合成樹脂で被覆した医療用ガイドワイヤを提案している。しかしながら、記載されているいずれの合金も弾性係数が20000kg/mm2以上とかなり高く、ステンレス鋼よりも剛直で塑性変形しにくい材料であり、蛇行している血管内に挿入していく際には血管壁を傷つけたり、蛇行している血管を伸張してしまう可能性が考えられる。
【０００８】
また、特開平11-276597号公報や特開2000-297号公報においてはZn系アモルファス合金が、特開2000-297号公報においてはCu系形状記憶合金が、それぞれ提案されているが、いずれも研究段階の材料であり、実用材料への様々な課題を含んでいる。
【０００９】
さらに、特開平06-233811号公報は、低モジュラスのチタン合金からなる移植片が提案されているが、高価なNb、Zrを必須の元素としていること、外径0.5mm以下に線引きされるガイドワイヤの内芯としてテンションをかけながら真直出しを行う上で、或いは先端側をテーパー加工していく上での強度が不足しており、連続してのテーパー加工処理や真直出し、樹脂の被覆処理を行うには適さない材料であるといえる。また、熱間加工による芯材の成形においては、結晶粒の粗大化が発生し強度がでにくい、成形中に表面酸化がおこり平滑な表面が得られにくく真円度を出しづらいといった問題があり、ガイドワイヤの芯材として要求される機械的物性、形状を得るには更に数回にわたる加工を行う必要がある。
【００１０】
次に、カテーテルにおいて、カテーテルのルーメン内にワイヤを挿入して剛性を持たせたり、カテーテルの壁内に埋め込んで剛性を持たせたりして、蛇行血管或いは狭窄部を通過さできること（押し込み性、通過性）が必要とされる。従来このようなカテーテルのワイヤは、やはりステンレス鋼線を使用しており、医療用ガイドワイヤと同じ課題を有している。
【００１１】
又、血管の狭窄部を拡張した後に留置するステントのような留置器具について、従来、ステンレス鋼やニッケルチタン合金のような材料が使用されている。ステンレス鋼を用いたステントには、ステンレス鋼ワイヤをジグザグ状に形成したものやステンレス鋼パイプに様々なパターンの開口を設けたものがある。しかし、血管の通過性のための柔軟性と、再狭窄を抑制するために留置した後の適度な剛性を両方を満足するまでに至っていない。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
そこで本発明の目的は、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな柔軟性を備えた医療用ガイドワイヤおよびカテーテルを提供することにある。また、血管の通過性のための柔軟性と、再狭窄を抑制するために留置した後の適度な剛性を兼ね備えたステントを提供することにある。
【００１３】
上記目的を達成するために本発明は以下の構成を備えている。
【００１４】
すなわち、本発明の医療用ガイドワイヤは、β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、冷間伸線工程と、β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用ガイドワイヤであって、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であるβチタン合金細線を用いる。
【００１５】
すなわち、本発明の医療用カテーテルは、β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、冷間伸線工程と、β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用ガイドワイヤであって、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であるβチタン合金細線を用いる。
【００１６】
すなわち、本発明の医療用カテーテルは、β変態点超の温度で行う溶体化処理工程と、冷間伸線工程と、β相中に微細なα相を析出させる時効処理工程とを有する製造方法によって製造されたβチタン合金細線を用いた医療用ガイドワイヤであって、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが１〜８０μｍ２であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが１０〜１０００μｍであり、Ｌ／√Ａ＝５〜１０００であるβチタン合金細線を用いる。
【００１７】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の好適な実施形態について説明する。
【００１８】
図１は、本発明の医療用ガイドワイヤの実施形態を示した断面図、図２は本発明の医療用ガイドワイヤの別の実施形態を示した断面図である。
【００１９】
図３は、本発明のカテーテルの実施形態を示した先端断面図、図４は、本発明のカテーテルの別の実施形態を示した先端断面図、図５は、本発明のカテーテルの別の実施形態を示した先端断面図である。
【００２０】
図６は、本発明のステントの実施形態を示した斜視図、図７は本発明のステントの別の実施形態を示した部分拡大図、図８は本発明のステントの別の実施形態を示した斜視図である。
【００２１】
図９は、本発明のβチタン合金細線の長手方向の一部を概念的に示す拡大斜視図である。
【００２２】
図１に示す医療用ガイドワイヤ１は、芯材１０とそのほぼ全表面を被った被覆部１２とからなる。医療用ガイドワイヤ１は、１５０ｃｍの長さであるが、種類によって１０ｃｍ〜４００ｃｍの様々な長さが適用可能である。外径は０．８９ｍｍ（０．０３５インチ）であるが、種類によって０．1〜２．０ｍｍに設定可能である。外径は先端部から基端部までほぼ同じであるが、先端部を細くしても良い。
【００２３】
芯材１０は、後述するβチタン合金細線により形成されている。芯材１０は先端部分を除いてほぼ均一径からなり、先端部分はテーパ状に細くなっている。被覆部１２は、プラスチックの被覆層から形成されている。プラスチックの被覆層としてはポリエチレン、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、ポリスチレン、ポリウレタン、フッ素樹脂若しくは各々のエラストマー等をコーティングして芯材１０に密着している。該被覆層は上記プラスチック材料からなるチューブであってもよい。さらに、被覆部１２の表面には潤滑性コートを施すのが好ましい。この場合、潤滑性コートとしては親水性表面にすることによって含水性を高めて血管などとの摩擦抵抗を減らし摺動性を高めることができる。また、シリコンコーティングを施して平滑で血液粘着性の低い表面を備えることで摺動性を高めることができる。その他摺動性を高めるのであれば様々な処理が可能である。
【００２４】
芯材１０に使用されているβチタン合金細線は、引張り強度が超弾性Ni-Ti合金より大きく、ヤング率に関してはNi-Ti合金の約２倍程度、ステンレス鋼の約半分であり、ねばり強く適度な柔軟性、復元性を備えたトルク伝達性にすぐれた材料である。
【００２５】
芯材１０に使用されているβチタン合金細線は、線径が0.49ｍｍであるが、種類により0.01〜2.0ｍｍに設定可能である。そして、図9に示すように、βチタン合金細線は、横断面組織におけるβ相の結晶粒Ｇにおいて、その平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００２６】
本発明において、形状および大きさを特定する各要因の限定理由は下記の通りである。
【００２７】
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1μｍ2に満たないものを伸線加工で得るのは極めて困難であり、現実でない。また、その平均結晶粒面積Ａが80μｍ2を越えると、強度が低下するので好ましくない。
【００２８】
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10μｍ未満であると十分な強度が得られないという欠点があり、平均結晶粒長さＬが1000μｍを超える加工は困難である。
【００２９】
平均結晶粒長さＬと平均結晶粒面積Ａの関係でいえば、Ｌ/√Ａ＜5であれば、十分な強度としなやかさが得られず、Ｌ/√Ａ＞1000とするのは加工が困難である。
【００３０】
なお、βチタン合金細線の線径が0.01〜2.0ｍｍであることが好ましい。線径が0.01ｍｍに満たない場合、実質的な強度が得られない。また、線径が2.0ｍｍを越えると、低ヤング率であっても、しなやかさが損なわれるためである。
【００３１】
上記のように、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａ、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬ、及びＬ/√Ａを本発明の特定範囲に限定することにより、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな、さらに高強度のβチタン合金細線の医療用ガイドワイヤが提供できる。
【００３２】
本発明のβチタン合金細線を製造する一例としては、冷間伸線前にβ変態点超の温度で溶体化処理を行い、α相のない状態にすることにより冷間加工性を良好にして冷間伸線でのβ相の加工集合組織をより均一に形成することができる。
【００３３】
本発明のガイドワイヤに用いるβチタン合金細線の芯材１０は、引張強度が110kgf/mm2以上200kgf/mm2以下であり、更に150kgf/mm2以上180kgf/mm2以下であることが好ましい。引張強度が110kgf/mm2未満であると冷間加工で線引きしたりテンションをかけながら真直出しを行うための強度として不足なので芯材を所望の外径にしにくく、また真直性に劣る芯材になりやすい。200kgf/mm2を越えると、引張強度の上昇に伴いヤング率の値が高くなり、しなやかさが失われるおそれがある。
【００３４】
芯材１０のβチタン合金細線は、ヤング率が5,000kgf/mm2以上10,000kgf/mm2以下であり、更に、6,000kgf/mm2以上8,000kgf/mm2以下であることが好ましい。ヤング率が5,000kgf/mm2未満であると、ガイドワイヤとして腰が弱いので手元での押し込みが先端に伝わりにくく、10,000kgf/mm2を越えると、腰が強くて蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が悪くなる。
【００３５】
また、芯材１０のβチタン合金細線は、断面が１５μm以下の真円度を有しており、好ましくは5μm以下、更に好ましく1μm以下である。断面の真円度が１５μmを越えると湾曲した血管内において手元部の微妙なねじり力が正確に先端部に伝えることができず、血管の分岐部における選択性が劣る。
【００３６】
芯材１０のβチタン合金細線は、剛性率が1,500kgf/mm2以上6,000kgf/mm2以下であり、好ましくは、3,000kgf/mm2以上5,000kgf/mm2以下である。剛性率が1,500kgf/mm2未満であると手元でのねじりトルクが瞬時に先端に伝わりにくくなり、6,000kgf/mm2を越えると湾曲した血管においてねじりトルクが忠実に先端部で再現することが困難となる。
【００３７】
また、芯材１０のβチタン合金細線は０．２％耐力が５０kgf/mm2以上１５０kgf/mm2以下であり、更に100kgf/mm2以上130kgf/mm2以下であることが好ましい。０．２％耐力が５０kgf/mm2未満であると曲げ癖がつきやすく、１５０kgf/mm2を越えると術者によるリシェイプがしにくくなり先端部に分岐部の選択性をもたせることができない。
【００３８】
さらに、芯材１０のβチタン合金細線は曲げ弾性率が6,000kgf/mm2以上18,000kgf/mm2以下であり、更に10,000kgf/mm2以上15,000kgf/mm2以下であることが好ましい。曲げ弾性率が6,000kgf/mm2未満であると腰が弱く挿入時の押し込みがききにくく、18,000kgf/mm2を越えると蛇行している血管を無理に真っ直ぐにしてダメージを与えかねない。
【００３９】
なお、上記芯材１０の特性は、すべてを備えることが好ましいが、少なくとも１つの特性を示してもよい。
【００４０】
そして、各々の特性を２つ以上兼ね備えた芯材であることが好ましい。例えば、110kgf/mm2以上200kgf/mm2以下の引張強度又は5,000kgf/mm2以上10,000kgf/mm2以下のヤング率と所定真円度のチタン合金、上記数値範囲を備える引張強度又はヤング率と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金、断面の所定真円度と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金であってもよい。
【００４１】
芯材１０の前記チタン合金は、チタンの他に、モリブデン（Ｍｏ）、バナジウム（Ｖ）、タングステン（Ｗ）、ニオブ（Ｎｂ）、タンタル（Ｔａ）、鉄（Ｆｅ）、クロム（Ｃｒ）、ニッケル（Ｎｉ）、コバルト（Ｃｏ）、アルミニウム（Ａｌ）、亜鉛（Ｚｎ）、錫（Ｓｎ）などを適宜添加してチタン合金を形成する。
【００４２】
次に、図２に示す医療用ガイドワイヤ２は、芯材２０とその先端部の表面を被った被覆部２２とからなる。医療用ガイドワイヤ２は、１８０ｃｍの長さであるが、種類によって１０ｃｍ〜４００ｃｍの様々な長さが適用可能である。外径は０．３６ｍｍ（０．０１４インチ）であるが、種類によって０．２〜２．０ｍｍに設定可能である。
【００４３】
芯材２０は、βチタン合金細線により形成されており、その線径が0.36ｍｍであるが、種類によって0.01〜2.0ｍｍに設定できる。βチタン合金細線は、前述と同じく、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００４４】
被覆部２２は、コイルから形成されているが、プラスチックの被覆層から形成しても構わない。コイルによる被覆部２２はステンレス鋼製であり長さは１ｃｍから５０ｃｍに設定できる。コイルによる被覆部２２は、その先端部分をＸ線造影性が他の部分よりも高い材料によって形成していることが好ましい。Ｘ線造影性が他の部分よりも高い材料とは、例えば金、白金、イリジウム若しくはそれらの合金である。プラスチックの被覆層としてはガイドワイヤ１に既述した材料が使用できる。該被覆層は上記プラスチック材料からなるチューブであってもよい。さらに、被覆部２２の表面には潤滑性コートを施すのが好ましい。この場合、潤滑性コートとしては親水性表面にすることによって含水性を高めて血管などとの摩擦抵抗を減らし摺動性を高めることができる。また、シリコンコーティングを施して平滑で血液粘着性の低い表面を備えることで摺動性を高めることができる。その他摺動性を高めるのであれば様々な処理が可能である。
【００４５】
芯材２０に使用されているβチタン合金細線は、引張強度が超弾性Ni-Ti合金より大きく、ヤング率に関してはNi-Ti合金の約２倍程度、ステンレス鋼の約半分であり、ねばり強く適度な柔軟性、復元性を備えたトルク伝達性にすぐれた材料である。
【００４６】
芯材２０は図２のように先端部から基端部まで同じ素材を使用することができる。その場合には、各部位に要求される特性によって外径を変化させる。例えば、先端部を除く部分は比較的剛性の高く手元の押し込み、トルクを先端に伝えるために先端に比べて外径を大きくし、２段若しくは３段以上のテーパ部を経て外径を細くして極めて柔軟な先端部を示すようにする。また、各部位に要求される特性に応じてチタン合金と異なる材料の線材を組み合わせて使用することも可能である。例えば、先端部の芯材をNi-Ti合金とし、本体部の芯材をチタン合金とした医療用ガイドワイヤにあっては、本体部の押し込み性、トルク伝達性に優れながら、Ni-Ti合金の備える極めて優れた復元性による血管追従性、血管通過性を兼ね備えることができる。また、先端部の芯材をチタン合金として、本体部の芯材をステンレス鋼線とした医療用ガイドワイヤにあっては、ステンレス鋼線の備える押し込み性を本体部に持ちながら、キンクしにくく、塑性変形しにくい粘り強さと高いトルク伝達性の両方を先端部に兼ね備える。
【００４７】
芯材２０に使用されているβチタン合金細線は、引張強度が110kgf/mm2以上200kgf/mm2以下であり、更に150kgf/mm2以上180kgf/mm2以下であることが好ましい。引張強度が110kgf/mm2未満であると冷間加工で線引きしたりテンションをかけながら真直出しを行うための強度として不足なので芯材を所望の外径にしにくく、また真直性に劣る芯材になりやすい。200kgf/mm2を越えると、引張強度の上昇に伴いヤング率の値が高くなり、しなやかさが失われるおそれがある。
【００４８】
芯材２０のβチタン合金細線は、ヤング率が5,000kgf/mm2以上10,000kgf/mm2以下であり、更に6,000kgf/mm2以上8,000kgf/mm2以下であることが好ましい。ヤング率が5,000kgf/mm2未満であると、ガイドワイヤとして腰が弱いのでＮｉＴｉ合金のように手元での押し込みが先端に伝わりにくく、10,000kgf/mm2を越えると、腰が強くて蛇行する血管内におけるねじり力の伝達性が悪くなる。
【００４９】
また、芯材２０のβチタン合金細線は、断面が１５μm以下の真円度を有しており、好ましくは５μm以下、更に好ましく１μm以下である。断面の真円度が１５μmを越えると湾曲した血管内でのトルク伝達性が劣る。
【００５０】
芯材２０のβチタン合金細線は、剛性率が1,500kgf/mm2以上6,000kgf/mm2以下であり、好ましくは、3,000kgf/mm2以上5,000kgf/mm2以下である。剛性率が1,500kgf/mm2未満であると手元でのねじりトルクが瞬時に先端に伝わりにくくなり、6,000kgf/mm2を越えると湾曲した血管においてねじりトルクが忠実に先端部で再現することが困難となる。
【００５１】
また、芯材２０のβチタン合金細線は０．２％耐力が５０kgf/mm2以上１５０kgf/mm2以下であり、更に100kgf/mm2以上130kgf/mm2以下であることが好ましい。０．２％耐力が５０kgf/mm2未満であると曲げ癖がつきやすく、１５０kgf/mm2を越えると術者によるリシェイプがしにくくなり先端部に分岐部の選択性を持たせることができない。
【００５２】
さらに、芯材２０のβチタン合金細線は曲げ弾性率が6,000kgf/mm2以上18,000kgf/mm2以下であり、更に10,000kgf/mm2以上15,000kgf/mm2以下であることが好ましい。曲げ弾性率が6,000kgf/mm2未満であると腰が弱く挿入時の押し込みがききにくく、18,000kgf/mm2を越えると蛇行している血管を無理に真っ直ぐにしてダメージを与えかねない。
【００５３】
なお、上記芯材２０の特性は、すべてを備えることが好ましいが、少なくとも１つの特性を示してもよい。
【００５４】
そして、各々の特性を２つ以上兼ね備えた芯材であることが好ましい。例えば、110kgf/mm2以上200kgf/mm2以下の引張強度又は5,000kgf/mm2以上10,000kgf/mm2以下のヤング率と所定真円度のチタン合金、上記数値範囲を備える引張強度又はヤング率と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金、断面の所定真円度と上記数値範囲を備える剛性率を有するチタン合金であってもよい。
【００５５】
芯材２０の前記チタン合金は、チタンの他に、Ｍｏ、Ｖ、Ｗ、Ｎｂ、Ｔａ、Ｆｅ、Ｃｒ、Ｎｉ、Ｃｏ、Ａｌ、Ｚｒ、Ｓｎなどを適宜添加してチタン合金を形成する。
【００５６】
芯材２０のチタン合金は芯材１０で記載した方法で製造可能である。
【００５７】
本発明の如くガイドワイヤの芯材を前記βチタン合金細線によって形成した場合には、キンクしにくく、塑性変形しにくい粘り強さと高いトルク伝達性の両方を兼ね備える事ができ、血管等の内部へのガイドワイヤの挿入、ガイドワイヤの外面へのカテーテル等の冠挿を確実かつ円滑に実施する事ができる。つまり、先端部は高強度・高弾性を維持しながらも、手元部のねじり力に対してはほぼ確実に応答することができる操作性の高いガイドワイヤと成り得る。また、先端部は必要に応じてリシェイプにより形状づけが可能であること、芯材が適度な腰強度を有していることから狭窄部における押し込み性も良く分岐部での選択性も高い。
【００５８】
次に、図３に示したカテーテル３は、その先端部にバルーン３１が設けられており、バルーン３１の先端側と内管３２、基端側と外管３４がそれぞれ接続されている。内管３２の内部はガイドワイヤが挿入されるルーメン３３として構成される。また、内管３２と外管３４の間の空間は、バルーン３１を拡張させるための液体を流入するためのルーメン３５となる。
【００５９】
芯材３０は、ルーメン３５に設けられており、カテーテルの基端部（図示せず）からバルーン３１の基端側付近まである。芯材３０の先端部は、カテーテル３の柔軟性が徐々に変わるように、テーパ状に細くなっている。芯材３０の基端部は、カテーテルの基端部に固定されているが、カテーテル３の硬さを自由に変更できるように可動できるようにしてもよい。また、芯材３０は、内管３２及び／又は外管３４に埋め込まれていても良い。
【００６０】
芯材３０に使用されているβチタン合金細線は、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００６１】
本発明において、形状および大きさを特定する各要因の限定理由は下記の通りである。
【００６２】
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1μｍ2に満たないものを伸線加工で得るのは極めて困難であり、現実でない。また、その平均結晶粒面積Ａが80μｍ2を越えると、強度が低下するので好ましくない。
【００６３】
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10μｍ未満であると十分な強度が得られないという欠点があり、平均結晶粒長さＬが1000μｍを超える加工は困難である。
【００６４】
平均結晶粒長さＬと平均結晶粒面積Ａの関係でいえば、Ｌ/√Ａ＜5であれば、十分な強度としなやかさが得られず、Ｌ/√Ａ＞1000とするのは加工が困難である。
【００６５】
なお、βチタン合金細線の線径が0.01〜2.0ｍｍであることが好ましい。線径が0.01ｍｍに満たない場合、実質的な強度が得られない。また、線径が2.0ｍｍを越えると、低ヤング率であっても、しなやかさが損なわれるためである。
【００６６】
本発明において、上記範囲に限定することにより、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな、さらに高強度のβチタン合金細線が得られ、当該細線を使用した芯材３０を備えたカテーテル３は、腰があって押しこみやすく、かつ蛇行した血管に挿入しやすいしなやかさを有する。
【００６７】
カテーテル３の使用方法は次の通りである。バルーン３１がしぼんで折り畳まれた状態のカテーテル３は、その基端部からガイドワイヤが内管３２のルーメン３３に挿入され、バルーン３１の先端側から突出させ、狭窄部のある目的血管までガイドワイヤを先に挿入・留置させてから、後にカテーテル３がガイドワイヤに沿って目的血管まで挿入される。一般的にカテーテル３の内管３２及び外管３４は柔軟なプラスチック材料を使用しているので、手元で押す力が先端部まで伝わり難いが、本発明のカテーテル３は、適度な剛性を持ちつつも、しなやかなβチタン合金細線である芯材３０を備えているので、押しこむ力が伝わりやすく、尚且つ蛇行する血管に追従して挿入できる。目的血管まで挿入された後は、狭窄部を拡張するためにカテーテル３の基端部からルーメン３５に液体（造影剤）を注入して折り畳まれていたバルーン３を拡張して、狭窄部を押し広げる。
【００６８】
本発明の別の実施形態である図４に示されたカテーテル４は、その先端部にバルーン４１が設けられており、バルーン４１の先端側と内管４２、基端側と外管４４がそれぞれ接続されている。内管４２の内部はガイドワイヤが挿入できるルーメン４３となる。ルーメン４３は、先端から所定距離に設けられた開口４７に連通している。また、内管４２と外管４４の間の空間は、バルーン４１を拡張させるための液体を流入するためのルーメン４５となる。
【００６９】
芯材４０は、ルーメン４５に設けられており、その位置は、カテーテルの基端部（図示せず）から開口４７を経てバルーン４１の基端側付近まである。芯材４０の先端部は、カテーテル４の柔軟性が徐々に変わるように、テーパ状に細くなっている。芯材４０の基端部は、カテーテルの基端部に固定されているが、カテーテル４の硬さを自由に変更できるように可動できるようにしてもよい。芯材４０は、内管４２及び／又は外管４４に埋め込まれていても良い。
【００７０】
芯材４０に使用されているβチタン合金細線は、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００７１】
本発明において、上記範囲に限定することにより、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな、さらに高強度のβチタン合金細線が得られ、当該細線を使用した芯材４０を備えたカテーテル４は、腰があって押しこみやすく、かつ蛇行した血管に挿入できるしなやかさを有する。
【００７２】
カテーテル４の使用方法は、ガイドワイヤの挿通状態が異なる以外はカテーテル３と基本的に同じである。バルーン４１がしぼんで折り畳まれた状態のカテーテル４は、ガイドワイヤが開口４７から内管４２に挿入され、バルーン４１の先端側から突出させた状態で、ガイドワイヤと共に挿入し、狭窄部のある目的血管付近からはガイドワイヤを先に挿入・留置させてから、後にカテーテルがガイドワイヤに沿って目的血管まで挿入される。一般的にカテーテル４の内管４２及び外管４４は柔軟な材料を使用しているので、手元で押す力が先端部まで伝わり難いが、適度な剛性を持ちつつも、しなやかなβチタン合金細線である芯材４０を備えているので、開口４７の付近を補強して押しこむ力が伝わりやすく、尚且つ蛇行する血管に追従しながら挿入できる。目的血管まで挿入された後は、狭窄部を拡張するためにカテーテル４の基端部から外管４４と内管４２のルーメンに液体（造影剤）を注入して折り畳まれていたバルーン４１を拡張して、狭窄部を押し広げる。バルーン４１の拡張した外径が血管の径と合わない場合など、カテーテルを交換する必要があるときには、ガイドワイヤを目的血管に留置したまま、挿入されているカテーテル４を引き抜いて、別のカテーテル４のルーメン４３にガイドワイヤを通して挿入する。
【００７３】
次に、別の実施形態である図５に示されたカテーテル５は、その先端部にバルーン５１が設けられており、バルーン５１の先端側はガイド部材５６に、基端側は管状体５４にそれぞれ接続されている。
【００７４】
芯材５０は、管状体５４、バルーン５１の内空間に設けられている。バルーン５１の先端側と接続されている芯材５０は、更にコイル５８内を延びて、最先端でコイル５８と固定されている。ガイド部材５６は、芯材５０とそれを被覆するコイル５８により構成されている。芯材５０は、管状体５４内の部位において、テーパ部分を経て外径が先端部に向かって細くなっている。また、ガイド部材５６の芯材５０は、外径がテーパ部分を経て先端部に向かって更に細くなっている。芯材５０の基端部は、カテーテルの基端部に固定されている。芯材５０と管状体５４の間の空間は、バルーン５１を拡張させる液体を流入するためのルーメン５５となる。
【００７５】
芯材５０に使用されているβチタン合金細線は、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００７６】
本発明において、上記範囲に限定することにより、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな、さらに高強度のβチタン合金細線が得られ、当該細線を使用した芯材５０を備えたカテーテル５は、腰があって押しこみやすく、かつ蛇行した血管に追従して挿入できるしなやかさを有する。なお、芯材５０全長が上記βチタン合金細線を用いた例を説明したが、芯材５０の先端部を、接合などの手段により、他の材料、例えば、ＮｉＴｉ合金線のような柔軟性の高い線材としてもよい。また、芯材５０の基端部を、接合などの手段により、例えばステンレス鋼線のような剛性の高い線材としてもよい。
【００７７】
カテーテル５は、ガイドワイヤのようにガイド部材５６を使用して挿入する。すなわち、バルーン５１がしぼんで折り畳まれた状態のカテーテル５は、狭窄部のある目的血管まで挿入される。カテーテル５は、適度な剛性を持ちつつも、しなやかなβチタン合金細線である芯材５０を備えているので、押しこむ力が伝わりやすく、尚且つ蛇行する血管に追従しながら挿入できる。目的血管まで挿入された後は、狭窄部を拡張するためにカテーテル５の基端部からルーメン５５に造影剤を注入して折り畳まれていたバルーン５１を拡張して、狭窄部を押し広げる。
【００７８】
次に図６に示したステント６は、βチタン合金細線６０を網目状に構成した筒状体であり、図６（ａ）のように収縮した状態から、バルーンで拡張された状態（図６（ｂ））に変形する。拡張された状態では、狭窄部の再閉塞を防ぐよう外圧に対する抵抗力が高くなっている。
【００７９】
ステント６は、図７に示したようにβチタン合金細線７０を周方向に湾曲状に形成して、山の頂上部７２同士を固定する構造であってもよい。
【００８０】
ステント６に使用されているβチタン合金細線は、横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1〜80μｍ2であり、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10〜1000μｍであり、Ｌ/√Ａ＝5〜1000である。
【００８１】
本発明において、形状および大きさを特定する各要因の限定理由は下記の通りである。
【００８２】
横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａが1μｍ2に満たないものを伸線加工で得るのは極めて困難であり、現実でない。また、その平均結晶粒面積Ａが80μｍ2を越えると、強度が低下するので好ましくない。
【００８３】
縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬが10μｍ未満であると十分な強度が得られないという欠点があり、平均結晶粒長さＬが1000μｍを超える加工は困難である。
【００８４】
平均結晶粒長さＬと平均結晶粒面積Ａの関係でいえば、Ｌ/√Ａ＜5であれば、十分な強度としなやかさが得られず、Ｌ/√Ａ＞1000とするのは加工が困難である。
【００８５】
なお、βチタン合金細線の線径が0.01〜2.0ｍｍであることが好ましい。線径が0.01ｍｍに満たない場合、実質的な強度が得られない。また、線径が2.0ｍｍを越えると、低ヤング率であっても、しなやかさが損なわれるためである。
【００８６】
本発明において、上記範囲に限定することにより、適度な剛性を持ちつつも、しなやかな、さらに高強度のβチタン合金細線が得られる。したがって、当該βチタン合金細線にて構成されるステントは、血管の通過のための柔軟性と、再狭窄を抑制するために留置した後の適度な剛性を兼ね備えている。すなわち、ステントが硬いと屈曲した血管を通過し難いが、本発明のステントは、しなやかなチタン合金細線を使用しているため、屈曲した血管を通過しやすい。一方、ステントを拡張して留置した後は、外圧に対する抵抗力が高いので急性の閉塞が防止できる。更に、ステンレス鋼よりも柔軟で、外圧に対する抵抗力も高すぎないので、生体に対する刺激が小さい。
【００８７】
図８に示すステント８は、βチタン合金細線８０をジグザグ状に構成し、生体適合性の良好なプラスチック製の被覆材８２で覆った筒状体である。図に示すように、二股に分岐している。ステント８は大動脈瘤などの治療のために、大腿動脈からシースを介して挿入される。予め血管内径とほぼ同じ外径に構成されたステント８は、シースを介して挿入される時にはシースの内径に収まるように縮められ、シースから大動脈に移ると、合金細線８０の優れた弾性のために元の形状に戻って大動脈内に留置される。
【００８８】
【実施例】
次に本発明の実施例を比較例とともに説明する。850℃で10分間溶体化処理したＴｉ―15Ｖ―3Ｃｒ―3Ｓｎ―3Ａｌ（β変態点：約760℃）のβチタン合金線を、700℃の酸素含有雰囲気下で加熱して、そのβチタン合金線に酸化皮膜を形成し、ついで、ローラダイスによる伸線後、孔ダイスを用いて、0.5ｍｍまで伸線し、さらに、時効処理を施し、β相中に微細なα相を析出させた。各実施例および比較例の横断面組織におけるβ相の平均結晶粒面積Ａ（μｍ2）、縦断面組織におけるβ相の平均結晶粒長さＬ（μｍ）、Ｌ/√Ａ、引張強さ（kgf/mm2）およびヤング率（kgf/mm2）を以下の表１に示す。なお、各実施例および比較例のβチタン合金線の冷間伸線加工後の線径Ｄはすべて0.5ｍｍに統一し、それぞれ冷間伸線加工後に４５０℃で1〜２４時間の範囲で時効処理を施してある。
【００８９】
参考例として超弾性のNi-Ti合金（参考例１）、ステンレス鋼のSUS304（参考例２）を用い、機械的物性を測定した。
【００９０】
【表１】
0004685218.tif 000002
【００９１】
【発明の効果】
本発明の医療用ガイドワイヤは、低ヤング率で高強度なβチタン合金細線により適度な腰強度を持ちながらしなやかさを兼ね備えている。また、リシェイプ可能な高弾性・高強度の内芯を有しているため、トルク伝達性、押し込み性、分岐における選択性に優れており操作性が良好で安全に使用できるものである。
【００９２】
本発明のカテーテルは、低ヤング率で高強度なβチタン合金細線により適度な腰強度を持ちながらしなやかさを兼ね備えており、優れた押し込み性、通過性を備えている。
【００９３】
本発明のステントは、低ヤング率で高強度なβチタン合金細線により血管の通過性のための柔軟性と、再狭窄を抑制するために留置した後の適度な剛性を兼ね備えている。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明の医療用ガイドワイヤの一実施形態を示した断面図。
【図２】図２は、本発明の医療用ガイドワイヤの別の実施形態を示した断面図。
【図３】図３は、本発明のカテーテルの実施形態を示した先端断面図。
【図４】図４は、本発明のカテーテルの別の実施形態を示した先端断面図。
【図５】図５は、本発明のカテーテルの別の実施形態を示した先端断面図。
【図６】図６は、本発明のステントの実施形態を示した斜視図。
【図７】図７は、本発明のステントの別の実施形態を示した部分拡大図。
【図８】図８は、本発明のステントの別の実施形態を示した斜視図。
【図９】図９は、本発明のβチタン合金細線の長手方向の一部を概念的に示す拡大斜視図である。
【符号の説明】
１、２：医療用ガイドワイヤ
１０、２０：芯材
３、４、５：カテーテル
３０、４０、５０：芯材
６、７、８：ステント
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
0004685218.tif 000006
【図５】
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【図６】
0004685218.tif 000008
【図７】
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【図８】
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【図９】
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