醫療用線製造方法及醫療用線的製作方法

2023-06-14 08:46:46 3

醫療用線製造方法及醫療用線的製作方法
【專利摘要】該醫療用線製造方法包括以下工序：熔融部形成工序，通過使線的線端熔融、固化，從而在線端形成塊狀的熔融部；以及接合工序，通過使熔融部與被接合部位相抵接並使熔融部和上述被接合部位熔融，形成熔融部與被接合部位熔合了的熔合部並使其固化，從而藉助於熔合部接合線端彼此。
【專利說明】醫療用線製造方法及醫療用線
【技術領域】
[0001]本發明涉及醫療用線製造方法及醫療用線。本申請基於2011年6月10日在日本提出申請的特願2011 - 130124號要求優先權，並將其內容引用於此。
【背景技術】
[0002]以往，用於醫療的醫療用線、例如使用於導管、處理器具、內窺鏡等的醫療用線由縱長部和頂端部構成。在以往的醫療用線的頂端部，為了附加處理等功能或者形成環形狀，有時接合有多條線。在醫療用線中，為了獲得柔軟的撓性而組合捻合許多細絲而成的、所謂的捻絲線、單絲線來使用。
[0003]作為這種醫療用線的製造方法，存在將多條線的端部進行焊接、釺焊、壓接而接合於連結金屬部件的方法。
[0004]例如，在專利文獻I中，記載有如下方法:將作為內窺鏡的操作線使用的捻絲線的端部以對齊的狀態貫穿於接頭管構件，並將各條捻絲線的端部雷射焊接於接頭管構件來進行捻絲線的接合。
[0005]另外，在專利文獻2中，記載有如下方法:將在血管內使用的導線的端部形成為錐狀並對齊，進而利用金屬等管狀連結器接合其外周部，與導線的外徑相匹配地對管狀連結器的外形進行磨削。
[0006]專利文獻1:日本國專利第3182441號公報
[0007]專利文獻2:日本國專利第4494782號公報
[0008]但是，在如上 所述的以往的醫療用線製造方法及醫療用線中，存在以下這樣的問題。
[0009]在專利文獻I所記載的技術中，由於對貫穿於接頭管構件並對齊的操作線進行雷射焊接，因此接合部的外徑比操作線的外徑大。
[0010]因此，需要增大供操作線貫穿的孔部的內徑，使用操作線的產品難以小型化。
[0011]另外，在專利文獻2所記載的技術中，由於與導線的外徑相匹配地對管狀連結器進行磨削，因此接合部的外徑與線的外徑相等，但是磨削加工工序增加且製造成本增大。另夕卜，在使用捻絲線等柔軟性較高的線並且外徑較小的醫療用線中，磨削加工變困難。
[0012]另外，也考慮對線的端部彼此進行焊接等直接進行接合的方法。但是，捻絲線具有在絲線之間存在間隙的稀疏的構造，具有空間上不均勻的構造。因此，線固化成變形了的形狀，或者在熔融後體積縮小且變細，不能夠形成具有良好的接合強度的接合部。

【發明內容】

[0013]本發明是鑑於如上所述的問題而做成的，其目的在於提供能夠容易地將線端彼此接合成平滑的形狀的醫療用線製造方法及醫療用線。
[0014]本發明的第一技術方案的醫療用線製造方法包括以下工序:熔融部形成工序，通過使線的線端熔融、固化，從而在上述線端形成塊狀的熔融部；以及接合工序，通過使上述熔融部與被接合部位相抵接並使上述熔融部和上述被接合部位熔融、固化而形成熔合部，從而藉助於上述熔合部對上述線端與上述被接合部位進行接合。
[0015]根據本發明的第二技術方案，在第一技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述線包括捻絲線。
[0016]根據本發明的第三技術方案，在第一或第二技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述熔融部在上述線端形成為大致球狀。
[0017]根據本發明的第四技術方案，在第一至第三的任一技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述熔融部通過向上述線端和上述被接合部位照射雷射而形成。
[0018]根據本發明的第五技術方案，在第一至第四的任一技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述熔融部形成於第I線，上述被接合部位存在於上述第I線或不同於上述第I線的第2線。
[0019]根據本發明的第六技術方案，在第五技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述被接合部位是上述第I線的另一線端或上述第2線的線端。
[0020]根據本發明的第七技術方案，在第六技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述熔合部形成為外徑在上述第I線和上述第2線的外徑中的最大外徑以下的棒狀。
[0021]根據本發明的第八技術方案，在第五技術方案的醫療用線製造方法的基礎上，上述被接合部位是上述第I線和上述第2線中的任一者的外周部上的任意位置。
[0022]根據本發明的第九技術方案，一種醫療用線，在線的線端和與上述線端相接合的被接合部位之間，線端和上述被接合部位的材質熔融而形成熔合了的熔合部並相接合。
[0023]根據本發明的第十技術方案`，在第九技術方案的醫療用線的基礎上，上述線包括捻絲線。
[0024]根據本發明的第i^一技術方案，在第九技術方案的醫療用線的基礎上，上述被接合部位是上述線的另一線端。
[0025]根據本發明的第十二技術方案，在第十一技術方案的醫療用線的基礎上，上述熔合部形成為外徑在上述線的外徑中的最大外徑以下的棒狀。
[0026]根據本發明的第十三技術方案，在第九或第十技術方案的醫療用線的基礎上，上述被接合部位是上述線的外周部。
[0027]根據上述醫療用線製造方法及醫療用線，通過在線端形成塊狀的熔融部，使熔融部與被接合部位相抵接，並使熔融部和上述被接合部位熔融而形成熔合部，從而藉助於熔合部接合線端，因此能夠以平滑的形狀容易地接合線端。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0028]圖1A是表示本發明的第I實施方式的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0029]圖1B是圖1A的A — A剖視圖。
[0030]圖1C是圖1A的B — B剖視圖。
[0031]圖1D是圖1A的C — C剖視圖。
[0032]圖2A是說明本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。
[0033]圖2B是說明本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。
[0034]圖3是表示在本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的熔融部形成工序中形成的熔融部的一例的照片圖像。
[0035]圖4是示出表示雷射輸出功率與熔融部的外徑之間的關係的實驗結果的一例的圖表。
[0036]圖5是表示雷射輸出功率過小的情況下的線的端部的狀態的一例的照片圖像。
[0037]圖6A是說明本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0038]圖6B是說明本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0039]圖7A是表示本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的照片圖像。
[0040]圖7B是表示本發明的第I實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。
[0041]圖8A是表示比較例的接合工序的接合前的線的一例的照片圖像。
[0042]圖SB是表示比較例的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。
[0043]圖9A是表示本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0044]圖9B是圖9A的D — D 剖視圖。
[0045]圖9C是圖9A的E — E剖視圖。
[0046]圖9D是圖9A的F — F剖視圖。
[0047]圖1OA是說明本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。
[0048]圖1OB是說明本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。
[0049]圖1lA是表示本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的照片圖像。
[0050]圖1lB是表示本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。
[0051]圖12是表示本發明的第I實施方式的第2變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0052]圖13A是表示本發明的第I實施方式的第3變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0053]圖13B是圖13A的G — G剖視圖。
[0054]圖13C是圖13A的H — H剖視圖。
[0055]圖13D是圖13A的J —J剖視圖。
[0056]圖14A是說明本發明的第I實施方式的第3變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0057]圖14B是說明本發明的第I實施方式的第3變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0058]圖15A是表示本發明的第I實施方式的第4變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0059]圖15B是表示本發明的第I實施方式的第5變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0060]圖15C是表示本發明的第I實施方式的第6變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0061]圖16A是說明本發明的第I實施方式的第7變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0062]圖16B是說明本發明的第I實施方式的第7變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0063]圖17A是表示本發明的第2實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的主視圖。
[0064]圖17B是表示本發明的第2實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的主視圖。
[0065]圖18A是表示本發明的第2實施方式的變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的主視圖。
[0066]圖18B是表示本發明的第2實施方式的變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的主視圖。.【具體實施方式】
[0067]以下，參照【專利附圖】

【附圖說明】本發明的實施方式。
[0068][第I實施方式]
[0069]說明本發明的第I實施方式的醫療用線。
[0070]圖1A是表示本發明的第I實施方式的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。圖1B是圖1A中的A — A剖視圖。圖1C是圖1A中的B— B剖視圖。圖1D是圖1A中的C 一C剖視圖。
[0071]如圖1A所示，本實施方式的接合線I是捻絲線部2、4是在各自的線端2E、4E藉助於熔合部3相接合的醫療用線。
[0072]捻絲線部2 (第I線)是捻合多條線材而形成的線狀構件。捻絲線部2能夠採用適當的捻絲線的結構。例如，能夠採用將三條線材捻合成一條的「1X3」、將19條線材捻合成一條的「 1X19」等各種各樣的線結構。
[0073]在本實施方式的接合線I中，作為一例，如圖1B所示，捻絲線部2採用上述1X3的線結構。S卩，捻絲線部2成為捻合了三條線材直徑dQ的線材2a的結構。因此，線外徑Cl1滿足Cl1 = 2.d0O捻絲線2的捻合方向並不特別限定。
[0074]作為線材2a的材質，能夠根據用途採用合適的金屬線材材料。例如，能夠採用不鏽鋼、鐵合金、銅合金、鋁合金、鎳鈦合金、鈦合金、鈷合金等或者組合了這些材質的多種材質而得到的結構。在本實施方式中，由於捻絲線部2要進行頂端的處理，因此即使在不鏽鋼中也採用提高了耐腐蝕性和耐酸性的SUS316。[0075]捻絲線部4 (第2線)能夠採用與捻絲線部2相同的線結構、線材直徑、線材材料。在本實施方式中，捻絲線部4構成為線結構、線材直徑與捻絲線部2相同、僅線材材料不同。
[0076]S卩，如圖1D所示，捻絲線部4成為捻合了三條線材直徑Cltl的線材4a而得到的線外徑Cl1的結構。線材4a的材質採用普通的SUS304。
[0077]因此，在捻絲線部2、4中，線結構與線外徑相同，但是通過改變線材的材質使耐腐蝕性、耐氧化程度不同。
[0078]熔合部3是捻絲線部2的端部(線端)與捻絲線部4的端部(線端、被接合部位)相熔融、混合併固化的部位。在本實施方式中，如圖1C所示，熔合部3形成為具有外徑為Cl1以下的大致圓剖面的實心的棒形狀。如圖1A所示，熔合部3的軸線方向的長度為U。熔合部3的軸線方向的端部分別與線端2E、4E相連接。
[0079]S卩，熔合部3具有外徑為d的圓柱棒狀、或者軸線方向的剖面直徑在端部分別為Cl1且隨著朝向中間部而逐漸變細的棒狀(以下，稱作「中細棒狀」。)的形狀。在中間部變細的情況下，最小剖面直徑設定為拉伸強度、彎曲強度處於使用上的容許範圍內的程度的大小。
[0080]這種結構的接合線I例如能夠作為處理器具、內窺鏡的操作線等使用。
[0081]另外，接合線I例如在絞斷器(snare)、高頻刀部等處理器具中能夠用作構成絞斷器套環、刃部等處理器具部的線。另外，也能夠使用捻絲線部2作為處理器具部，使用捻絲線部4作為操作線。
[0082]接著，說明製造這種結構的接合線I的本實施方式的醫療用線製造方法。
[0083]圖2A和圖2B是說明本實施方式的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。圖3是表示在本實施方式的醫療用線製造方法的熔融部形成工序中形成的熔融部的一例的照片圖像。圖 4是示出表示雷射輸出功率與熔融部的外徑之間的關係的實驗結果的一例的圖表。橫軸表不雷射輸出功率(W),縱軸表不熔融部的外徑(mm)。圖5是表示雷射輸出過小的情況下的線的端部的狀態的一例的照片圖像。圖6A和圖6B是說明本實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。圖7A是表示本實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的照片圖像。圖7B是表示本實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。圖8A是表示比較例的接合工序的接合前的線的一例的照片圖像。圖8B是表示比較例的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。
[0084]在本實施方式的醫療用線製造方法中，在對具有與捻絲線部2、4相同的線結構的未接合的捻絲線2W、4W (參照圖2A)分別進行熔融部形成工序之後，進行接合工序。
[0085]首先，在針對捻絲線2W的熔融部形成工序中，如圖2A所示，利用線固定夾具6保持捻絲線2W。此時，捻絲線2W被保持為線的端部2A自線固定夾具6突出恆定的長度4。在本實施方式中，線端部2A被保持為沿著鉛垂方向突出。
[0086]線端部2A的長度Ill設為在使長度Ii1的線端部2A熔融並固化時形成比捻絲線2W的線外徑Cl1稍微大的直徑d2的球狀的塊的長度。直徑d2設定為在後述的接合工序中形成的熔合部3的外徑為線外徑Cl1以下且能夠獲得適當的強度的大小即可。在本實施方式的材質中，例如優選的是線外徑Cl1處於100%?130%的範圍。
[0087]接著，在線的端部2A的上方配置雷射照射裝置5。在雷射照射裝置5中，能夠採用具有能夠對線的端部2A進行加熱並使其熔融的輸出功率的合適的雷射光源。在本實施方式中，能夠採用波長1070nm、最大輸出功率60W?110W、光斑直徑20 μ m?40 μ m的雷射光源。
[0088]接著，如圖2B所示，從配置於線的端部2A的上方的雷射照射裝置5向線的端部2A照射雷射7。由此，線的端部2A被加熱，線材2a熔融並形成液體的塊，在表面張力的作用下變形為大致球狀(包括嚴格的球形)。
[0089]用於保持捻絲線2W的線固定夾具6能夠在照射雷射7的期間維持固體狀態。
[0090]在線的端部2A全部熔融後停止照射雷射7，並自然冷卻。
[0091]由此，在形成於由線固定夾具6保持的捻絲線2W的上端部的線端2E形成有塊狀的熔融部2B。
[0092]S卩，熔融部2B在液體狀態下藉助表面張力形成為大致球狀，在維持該形狀的狀態下，通過自然冷卻而固化。在本實施方式中，熔融部2B的形狀形成為直徑d2的大致球狀。另外，熔融部2B不是嚴格的球形時的直徑d2是指與線的中心軸線正交的方向的平均直徑。
[0093]大致球狀的形狀範圍能夠容許因表面張力和重力的平衡、固化時的收縮等而產生的形狀的偏差的範圍。
[0094]例如，在本實施方式的捻絲線2W的1X3結構的具體例中，當dQ = 0.25 (mm)、Cl1=0.52 (mm)、Ii1 = 3 (mm)時，通過以脈衝寬度100 (ms)照射一個脈衝的雷射輸出功率80W的雷射7，從而線的端部2A熔融。在該情況下，固化時的熔融部2B的直徑d2滿足d2 =
0.55 (mm)η
[0095]在圖3中示出此 時形成的接合前的捻絲線2W的照片圖像。可知在端部形成有大致球狀的熔融部。
[0096]另外，在相同條件下，若僅改變雷射7的雷射輸出功率，則能夠改變熔融部2B的外徑d2。關於上述具體例，在圖4的圖表中示出使雷射輸出功率從40W變化至180W時的熔融部2B的外徑d2的測量結果。
[0097]可知在雷射輸出功率從60W到180W時，隨著雷射輸出功率的增大，外徑d2也增大。通過預先進行這種實驗，能夠求出用於獲得合適的外徑d2的雷射輸出功率。
[0098]另外，在雷射輸出功率為40W的情況下，如圖5的照片圖像所示，由於沒有形成大致球狀的熔融部2B，因此外徑的數據也未標出。
[0099]如此，若雷射輸出功率過低，則熔融量過少，因此沒有形成大致球狀的熔融部2B。
[0100]接著，從線固定夾具6卸下形成有熔融部2B的捻絲線2W，如圖2A所示，與上述相同，取代捻絲線2W而使捻絲線4W保持於線固定夾具6。此時，與上述相同地使長度Ii1的線的端部4A向線固定夾具6的上方突出並保持捻絲線4W。
[0101]接著，如圖2B所示，與上述相同地向線的端部4A照射雷射7，形成熔融部4B。
[0102]在溶融部4B固化後，從線固定夾具6卸下在線端4E形成有溶融部4B的搶絲線4ff0
[0103]以上，熔融部形成工序結束。
[0104]這樣，熔融部形成工序通過分別使捻絲線2W、4W的線的端部2A、4A熔融、固化而在線端2E、4E分別形成塊狀的熔融部2B、4B。
[0105]接著，進行接合工序。
[0106]在該工序中，如圖6A所示，在使熔融部2B、4B的各自的頂部2c、4c相互抵接的狀態下，使用夾持夾具8將捻絲線2W、4W夾持在水平方向的同軸位置。
[0107]此時，由於頂部2c、4c的附近形成為凸曲面，因此熔融部2B、4B彼此點接觸，在頂部2c、4c的附近形成有被隔在熔融部2B、4B的表面之間的槽部Mp
[0108]另外，由於熔融部2B、4B的側部2d、4d形成為比線外徑Cl1大的直徑d2的大致球狀，因此熔融部2B、4B的側部2d、4d自連結捻絲線2W、4W的端部的直徑Cl1的圓筒區域R1向徑向外側突出。
[0109]接著，在熔融部2B、4B抵接的位置的上方配置雷射照射裝置5，如圖6B所示，朝向抵接位置照射雷射7。此時的雷射7具有能夠使熔融部2B、4B整體熔融的程度的能量。在本實施方式的具體例中，例如，設為以脈衝寬度IOOms照射一個脈衝的120W的雷射的照射條件。
[0110]若通過照射雷射7使熔融部2B、4B自彼此的抵接部開始熔融，則表面張力作用於熔融的部分，例如，位於圓筒區域R1的外側的側部2d、4d向槽部M1側移動，熔融部分欲凝集為圓柱狀。
[0111]因此，熔融部2B、4B的熔融部分相互熔合，並變形為與捻絲線2W、4W的端部相連接的圓柱棒狀。
[0112]若停止照射雷射7，則熔融部2B、4B的熔融部分因散熱而固化，形成熔合部3。由此，捻絲線2W、4W的線端2E、4E藉助於熔合部3而接合，製造出接合線I。
[0113]接著，通過解除夾持夾具8的夾持而卸下接合線I。
[0114]以上，本實施方式的接合工序結束。
[0115]這樣，在本實施方式的接`合工序中，通過使熔融部2B、4B彼此相抵接並使熔融部2B、4B再次熔融，形成熔融部2B、4B彼此熔合的熔合部3並使其固化，從而藉助於熔合部3接合線端2E、4E彼此。
[0116]熔合部3通過熔融部2B、4B分別熔融、熔合而形成為合金化了的實心的棒形狀。因此，熔合部3的體積與熔融前的熔融部2B、4B的體積之和大致相等。
[0117]作為誤差因素，能夠列舉熔融部分熔融到相鄰的捻絲線2W、4W的線端2E、4E的線間隙內的金屬被吸收從而自線端2E、4E開始熔融而導致的體積減少。這些誤差因素能夠在預先進行實驗等時進行評價，因此通過將熔融部2B、4B的體積、即熔融部形成工序中的線的端部2A、4A的長度Ii1設定為適當值，能夠控制熔合部3的體積。
[0118]在本實施方式中，根據如上所述的Ii1的數值例，能夠將熔合部3的形狀形成為直徑d = 0.5 (mm)、長度L1 = I (mm)的大致圓柱狀。
[0119]在圖7A中示出表示該具體例中的捻絲線2W、4W的接合前的狀態。另外，在圖7B中示出表示該具體例中的捻絲線2W、4W的接合後的狀態的照片圖像。
[0120]可知在接合後形成有大致圓柱狀的熔合部。
[0121]這樣，在本實施方式的醫療用線製造方法中，通過依次進行熔融部形成工序、接合工序，能夠容易地控制熔合部3的形狀。
[0122]例如，由於捻絲線2W、4W由捻絲形成，因此與單絲線相比缺乏空間上的均勻性。因此，若不形成熔融部2B、4B而是使捻絲線2W、4W的端部相抵接並照射雷射7，則熔融的方式不均勻，有可能以變形了的形狀進行接合。
[0123]另外，捻絲線2W、4W與線外徑相同的單絲線相比，外觀上的密度較小。因此，有可能無法獲得接合線端之間所需的充分的熔融量而使直徑過細，或者熔融部在表面張力的作用下分離。
[0124]根據本實施方式，由於基於實心金屬形成的大致球狀的熔融部2B、4B自抵接位置開始熔融，因此從抵接位置分別朝向熔融部2B、4B平衡地推進熔融。因此，熔合部3的形狀在表面張力的作用下形成圓柱棒狀或中間部變細的平滑的棒狀的形狀。另外，也能夠控制熔合部3的外徑的誤差。
[0125]特別是如上述所說明，由於誤差因素在熔合部3的外徑變細時起作用，因此外徑難以變粗。
[0126]但是，若熔融部2B、4B的外徑d2過大，則固化後的體積比圓筒區域Rl的體積大，因此熔合部3的外徑d比線外徑Cl1大。
[0127]例如，在圖8A和圖8B中，作為比較例示出以脈衝寬度IOOms照射一個脈衝的雷射輸出功率120W的雷射而形成熔融部並進行接合的情況下的例子的照片圖像。如圖SB所示，固化後的熔合部的外徑比線徑Cl1大。
[0128]在上述所說明的具體例中，熔合部3的外徑d為線外徑Cl1以下且能夠獲得良好強度的大小的雷射輸出功率處於60W?IlOW的範圍內。
[0129]這樣，在本實施方式中，預先研究熔融部2B、4B的外徑d2與熔合部3的外徑d之間的關係，適當地設定例如雷射輸出功率等加工條件。由此，不必通過二次加工對從線外徑向外側突出的剩餘部分進行修正，因此能夠低成本地進行製造。
[0130]另外，對於熔合部3，由於使一次熔融後的狀態的熔融部2B、4B再次熔融、熔合，因此熔融部分中的成分均勻地溶解，形成合金。其結果，難以產生接合部的缺陷，能夠提高接合線I的可靠性。
[0131]另外，由於熔合部3能 夠不使用用於進行接合的接頭構件等其他構件來形成，因此製造較容易，能夠減少元件個數，能夠低成本地進行製造。
[0132][第I變形例]
[0133]接著，說明本發明的第I實施方式的第I變形例的醫療用線。
[0134]圖9A是表示本變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。圖9B是圖9A中的D — D剖視圖，圖9C是圖9A中的E — E剖視圖，以及圖9D是圖9A中的F — F剖視圖。
[0135]圖9A所示，本變形例的接合線10 (醫療用線)取代上述第I實施方式的接合線I的捻絲線部2、熔合部3而包括單絲線部12、熔合部13。
[0136]單絲線部12是直徑dl的不鏽鋼製的單絲線。
[0137]熔合部13是單絲線部12的端部與捻絲線部4的端部熔融、溶解並固化後的部位。在本變形例中，如圖9C所示，熔合部13形成為具有外徑為d的圓剖面的實心的棒形狀。熔合部3的軸線方向的長度為L2(參照圖9A)。熔合部I的軸線方向的端部分別與線端12E、4E相連接。
[0138]這種結構的接合線10除了與上述實施方式的接合線I相同的用途以外，因具有單絲線部12，還能夠用作使導管、處理器具等進退動作的操作杆等。
[0139]接著，說明接合線10的製造方法。
[0140]圖1OA和圖1OB是說明本變形例的醫療用線製造方法的熔融部形成工序的示意性的工序說明圖。圖1lA是表示本變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合前、接合後的線的一例的照片圖像。圖1lB是表示本實施方式的第I變形例的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的照片圖像。
[0141]本變形例的接合線10是在對具有與單絲線部12、捻絲線部4相同的線結構的未接合的單絲線12W、捻絲線4W (參照圖10A)分別進行與上述第I實施方式大致相同的熔融部形成工序之後進行接合工序而製成的。以下，以與上述實施方式不同之處為中心進行說明。
[0142]在本變形例的針對單絲線12W的熔融部形成工序中，由於單絲線12W為實心構件，因此如圖1OA所示，單絲線12W被線固定夾具6保持為線的端部12A自線固定夾具6突出恆定的長度h2。例如，在本變形例中，設為h2 = 3 (_)。通過在單絲線12W的頂端形成熔融部12B，能夠形成單絲線12W的切斷時的頂端形狀為大致球狀的熔融部12B，因此能夠以穩定的條件進行之後的熔合部的接合工序。
[0143]若在該狀態下向線的端部12A照射雷射7，則如圖1OB所示，在線端12E形成直徑d2的熔融部12B。
[0144]本變形例的接合工序是除取代上述實施方式的形成有熔融部2B的捻絲線2W而使用形成有熔融部12B的單絲線12W這一點以外與上述實施方式相同的工序。
[0145]這樣,製造出接合線10。
[0146]本變形例是接合捻絲線與單絲線來製造醫療用線的情況的例子。
[0147]在圖1lA中示出表示該具體例中的單絲線12W、捻絲線4W的接合前的狀態的照片圖像。另外，在圖1lB中示出表示接合後的狀態的照片圖像。
[0148]可知在接合後形成有大致圓柱狀的熔合部。
[0149][第2變形例]
[0150]接著，說明本發明的第I實施方式的第2變形例的醫療用線。
[0151]圖12是表示本變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0152]如圖12所示，本變形例的接合線11 (醫療用線)取代上述第I變形例的接合線10的捻絲線部4、熔合部13而包括單絲線部14、熔合部15。以下，以與上述第I變形例不同之處為中心進行說明。
[0153]單絲線部14是直徑Cl1的單絲線。
[0154]熔合部15是單絲線部12、14的各個端部相互熔融、溶解並固化後的部位，與熔合部13相同地形成為具有外徑為d的圓剖面的實心的棒形狀。熔合部15的軸線方向的端部分別與線端12E、14E相連接。
[0155]這種結構的接合線11能夠用於與上述第I變形例相同的用途。
[0156]接合線11能夠通過使用具有與單絲線部14相同的剖面形狀的未圖示的單絲線以與上述第I變形例的單絲線12W大致相同的方式在線端14E形成熔融部並進行與上述實施方式相同的接合工序來製造。
[0157]但是，在使單絲線彼此接合的情況下，將形成於用於形成單絲線部14的單絲線(省略圖示)的頂端的熔融部(省略圖示)的外徑設定為比例如上述第I變形例的捻絲線4W的熔融部4B的外徑d2小，設定為接近單絲線部14的外徑Cl1的外徑。由此，不會發生熔融於捻絲特有的線間隙內的金屬被吸收所造成的體積減少，能夠相應地進行補充，能夠控制熔合部15的外徑。
[0158]本變形例是通過接合單絲線彼此來製造醫療用線的情況的例子。[0159][第3變形例]
[0160]接著，說明本發明的第I實施方式的第3變形例的醫療用線。
[0161]圖13A是表示本變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。圖13B是圖13A中的G —G剖視圖，圖13C是圖13A中的H —H剖視圖，以及圖13D是圖13A中的J —J剖視圖。
[0162]如圖13A所示，本變形例的接合線20 (醫療用線)取代上述實施方式的接合線I的捻絲線部2、捻絲線部4、熔合部3而包括捻絲線部22、24 (捻絲線)、熔合部23。以下，以與上述實施方式不同之處為中心進行說明。
[0163]如圖13B所示，捻絲線部22具有從中心朝向外周捻合I條芯線22a、6條線材22b、12條線材22c而成的1X19的線結構。
[0164]構成捻絲線部22的芯線22a、線材22b、22c的線徑作為一例均設為d6 = 0.06(mm),由此,搶絲線部22的線外徑d3滿足d3 = 0.30 (mm)。
[0165]捻絲線部22的芯線22a、線材22b、22c的材質作為一例採用不鏽鋼。
[0166]如圖13D所示，捻絲線部24具有1X3的線結構。
[0167]構成捻絲線部24的各個線材24a的線徑作為一例設為d7 = 0.25 (mm),由此，捻絲線部24的線外徑d4滿足d4 = 0.52 (mm)。
[0168]捻絲線部24的各個線材的材質作為一例採用不鏽鋼。
[0169]這樣，捻絲線部22.是與捻絲線部24相比通過捻合多根小徑線材而提高了柔軟性並縮小了線外徑的捻絲線。
[0170]另外，與捻絲線部22相比，捻絲線部24是通過捻合少數大徑線材而降低了柔軟性並增大了線外徑的捻絲線。
[0171]熔合部23是捻絲線部22的端部與捻絲線部24的端部熔融、溶解並固化後的部位。在本變形例中，如圖13A所示，熔合部23是具有隨著從捻絲線部22的端部朝向捻絲線部24的端部而外徑的直徑從屯逐漸增大到d4的錐形狀的實心的棒形狀。因此，如圖13C所示，熔合部23的剖面形成為直徑d5 (其中，d3 Sd5 Sd4)的圓形狀。如圖13A所示，熔合部23的軸線方向的長度為L3。熔合部23的軸線方向的端部分別與線端22E、24E相連接。
[0172]因此，熔合部23形成為具有捻絲線部22、24中的最大外徑的捻絲線部24的線外徑以下的棒狀。
[0173]另外，熔合部23的錐形狀可以是傾斜度相同的截頭圓錐形狀，截頭圓錐形狀的外徑也可以按照軸線方向的中間部變細的方式變化。另外，剖面形狀也並不限定於嚴格的圓形狀，也可以是橢圓形狀。
[0174]這種結構的接合線20能夠用於與上述實施方式的接合線I相同的用途。特別是，接合線20具有柔軟性和線外徑不同的捻絲線部22、24。因此，通過將頂端部的捻絲線的線外徑設為比縱長部的捻絲線的線外徑細，從而尤其適合於使用內窺鏡處理器具進行更細緻的處理的用途。
[0175]接著，說明接合線20的製造方法。
[0176]圖14A、圖14B是說明本發明的第I實施方式的第3變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0177]本變形例的接合線20是在對具有與捻絲線部22、24相同的線結構的未接合的捻絲線22W、24W (參照圖14A)分別進行與上述第I實施方式大致相同的熔融部形成工序之後進行接合工序而製成的。以下，以與上述第I實施方式不同之處為中心進行說明。
[0178]在本變形例的針對捻絲線22W、24W的熔融部形成工序中，由於捻絲線22W、24W的線外徑與上述第I實施方式的捻絲線2W、4W不同，因此形成於捻絲線22W、24W的線端22E、24E的熔融部22B、24B的外徑不同。此時，捻絲線22W的大致球形狀的熔融部22B的外徑d8比捻絲線22W的線外徑d3大。與此相對，捻絲線24W的大致球形狀的熔融部24B的外徑d9形成為與捻絲線24W的線外徑d4相等的大小。即，熔融部24B的外徑d9與線外徑d4 —致，熔融部24B形成為半球狀。
[0179]這是用於使熔融部24B的最大外徑不超過捻絲線24W的外徑d4的條件的一例。在捻絲線22W的外徑d3更細的情況下，需要進一步減小熔融部24B的體積。
[0180]在該情況下，熔融部24B只要在不超過直徑為d4的圓的範圍內形成為自線端24E突出的局部球體的形狀即可。即，熔融部24B只要形成為熔融部24B的曲率半徑比d4大、且在線端24E處不向捻絲線24W的徑向外側突出的局部球體狀的形狀即可。
[0181]在本變形例中，將外徑d8設定為與對應的線外徑屯的120%相等的d8 = 0.3(mm),將d9設定為與對應的線外徑d4的100%相等的d9 = 0.6 (mm)。
[0182]若要形成這種形狀的熔融部22B、24B，只要適當地調整自線固定夾具6突出的突出長度、並與熔融體積相匹配地設定雷射7的照射條件即可。
[0183]作為熔融部22B、24B的直徑d8、d9，在後述的接合工序中形成的熔合部23隻要形成為在長度L3之間進入外徑從d3變化為d4的截頭圓錐區域R2 (參照圖14A)的內側的形狀、並且設定為能夠獲得合適的強度的大小即可。
[0184]本變形例的接合工序取代使用上述第I實施方式的形成有熔融部2B的捻絲線2W而使用形成有熔融部22B的捻 絲線22W，取代使用形成有熔融部4B的捻絲線4W而使用形成有熔融部24B的捻絲線24W。除這一點以外是與上述第I實施方式大致相同的工序。
[0185]在本工序中，如圖14A所示，在使熔融部22B、24B的各自的頂部22c、24c相互抵接的狀態下，使用夾持夾具8將捻絲線22W、24W夾持在水平方向的同軸位置。
[0186]此時，由於頂部22c、24c的附近形成為凸曲面，因此熔融部22B、24B相互點接觸，在頂部22c、24c的附近形成有被熔融部22B、24B的表面夾持的槽部M2。
[0187]在此，由於熔融部22B的側部22d形成為比線外徑d3大的直徑d8的大致球狀，因此熔融部22B的側部22d自連結捻絲線22W、24W的端部的截頭圓錐區域R2向徑向外側突出。另一方面，熔融部24B的側部24d位於截頭圓錐區域R2的內側。
[0188]接著，在熔融部22B、24B抵接的位置的上方配置雷射照射裝置5，如圖14B所示，朝向抵接位置照射雷射7。此時的雷射7具有能夠使熔融部22B、24B整體熔融的程度的能量。
[0189]若熔融部22B、24B通過雷射7的照射而自彼此的抵接部開始熔融，則表面張力作用於熔融後的部分，例如，位於截頭圓錐區域R2的外側的側部22d向槽部M2側移動，熔融部分欲凝集為截頭圓錐狀。另一方面，熔融部24B的側部24d在熔融前位於截頭圓錐區域R2的內側，並且開始熔融後在表面張力的作用下被朝向槽部M2拉伸，因此不會向截頭圓錐區域R2的外側擴張。
[0190]因此，熔融部22B、24B的熔融部分彼此熔合，並變形為與捻絲線22W、24W的端部相連接的截頭圓錐形狀的棒狀。
[0191]若使雷射7的照射停止，則熔融部22B、24B的熔融部分因自然冷卻而固化，形成熔合部23。由此，捻絲線22W、24W的線端22E、24E藉助於熔合部23相接合，製造出接合線20。
[0192]接著，通過解除夾持夾具8的夾持而卸下接合線I。
[0193]以上，本變形例的接合工序結束。
[0194]本變形例是接合線外徑不同的捻絲線彼此來製造醫療用線的情況的例子。
[0195]若利用接頭構件等接合線外徑不同的線彼此，則能夠形成具有比較大一者的線外徑更大的外徑的接合部。但是，根據本變形例，由於不需要這種接頭構件，因此不用對剩餘部分進行磨削等就能夠利用剖面形狀的變化平滑的熔合部23進行接合。
[0196][第4?第6變形例]
[0197]接著，說明本發明的第I實施方式的第4?第6變形例的醫療用線。
[0198]圖15A、圖15B、圖15C分別是表示本發明的第I實施方式的第4、第5及第6變形例的醫療用線的概略結構的示意性的主視圖。
[0199]第4?第6變形例是在上述第3變形例那樣的接合了線外徑不同的線的醫療用線的基礎上改變了線的組合而得到的變形例。這些醫療用線當然能夠與上述第3變形例大致相同地製造，因此僅簡單地說明各自的結構。
[0200]如圖15A所示，第4變形例的接合線21A (醫療用線)是利用錐狀的熔合部26A接合小徑的單絲線部25 (第I線)的線端25E與大徑的捻絲線部27 (第2線)的線端27E的例子。
[0201]如圖15B所示，第5變形例的接合線21B (醫療用線)是利用錐狀的熔合部26B接合小徑的捻絲線部22 (第I線)的線端22E與大徑的單絲線部28 (第2線)的線端28E的例子。
[0202]如圖15C所示，第6變形例的接合線21C (醫療用線)是利用錐狀的熔合部26C接合小徑的單絲線部25 (第I線)的線端25E與大徑的單絲線部28 (第2線)的線端28E的例子。
[0203][第7變形例]
[0204]如圖16A和圖16B所示，第7變形例的接合線21D (醫療用線)是在對具有與捻絲線部22、24相同的線結構的捻絲線22W、24W (參照圖14A)中的一個線端2E進行與第I實施方式大致相同的熔融部形成工序並形成熔融部2B之後進行接合工序而製成的。S卩，第7變形例是將形成有熔融部2B的一個線端2E與不具有熔融部的另一個線端4E (被接合部位)相接合的例子。以下，以與上述第I實施方式不同之處為中心進行說明。
[0205]圖16A，圖16B是說明第I實施方式的第7變形例的醫療用線製造方法的接合工序的示意性的工序說明圖。
[0206]在本變形例的接合工序中，取代使用上述第I實施方式的形成有熔融部2B的捻絲線2W而使用形成有熔融部22B的捻絲線22W (第I線)。另外，取代使用形成有熔融部4B的捻絲線4W而使用未形成有熔融部的捻絲線29 (第2線)。
[0207]在本工序中，如圖16A所示，在使熔融部22B的頂部22c與作為被接合部位的捻絲線29的線端29E相互抵接的狀態下，使用夾持夾具8將捻絲線22W、29夾持在水平方向的同軸位置。[0208]此時，由於頂部22c的附近形成為凸曲面，因此熔融部22B與捻絲線29的線端29E點接觸，在頂部22c的附近形成有槽部M3。
[0209]接著，在熔融部22B與線端29E抵接的位置的上方配置雷射照射裝置5，如圖16B所示，朝向抵接位置照射雷射7。此時的雷射7具有能夠使熔融部22B整體熔融的程度的能量。
[0210]若熔融部22B與線端29E通過雷射7的照射而自彼此的抵接部開始熔融，則表面張力作用於熔融後的部分，熔融部分欲凝集為圓柱狀。因此，熔融部22B與線端29E之間的熔融部分相互熔合，並變形為與捻絲線22W、29的端部相連接的圓柱棒形狀。
[0211]若使雷射7的照射停止，則熔融部22B與線端29E之間的熔融部分因散熱而固化，形成熔合部33。由此，捻絲線22W、29的線端22E、29E藉助於熔合部33相接合，製造出接合線 21D。
[0212]接著，通過解除夾持夾具8的夾持而卸下接合線21D。以上，本實施方式的接合工序結束。
[0213]另外，在上述說明中，以相對的兩條線(第I線、第2線)藉助於熔合部相接合的情況為例進行了說明，但是也可以在一條線(第I線)的兩端部形成熔融部，並利用各個熔融部形成熔合部來形成環狀的醫療用線。
[0214]另外，在上述說明中，以熔合部的外徑為線外徑以下的情況為例進行了說明。但是，由於熔合部的形狀是基於表面張力的作用而形成的，因此即使形成外徑比線外徑大的熔合部，熔合部的表面也是光滑的，並且形成也與線端平滑地連接的形狀。因此，熔合部的外徑只要是使用中能夠容許的外徑，也可以具有比線外徑大的外徑。
[0215]另外，在上述說明中，`以用於形成熔合部的兩個熔融部中的至少一者的外徑比形成有熔融部的線外徑大的情況為例進行了說明。但是，在能夠將熔合部的外徑設為期望的大小的情況下，熔融部也可以形成為兩個熔融部這兩者的側部自線外徑的範圍向外側突出的形狀。
[0216]因而，只要熔融部形成為在線端具有大致球狀的表面的凸狀，就能夠使熔融部表面的曲率半徑形成為合適的大小。
[0217]另外，在上述第2變形例的說明中，以接合單絲線彼此時單絲線12W的熔融部12B的外徑d2比線外徑Cl1大、且形成單絲線部14的單絲線(省略圖示)的熔融部的外徑比外徑d2小並比線外徑Cl1大的情況為例進行了說明。但是，熔融部的大小關係也可以相反。在任意情況下均可以使熔融部的外徑比外徑d2小。
[0218]另外，在上述說明中，以相對的兩個線端藉助於熔合部相接合的情況為例進行了說明，但是藉助於熔合部相接合的線端的數量只要是兩個以上就不特別限定。例如，也可以使多個具有熔融部的線平行地排列，以與該多個熔融相對且使形成有熔融部的一條以上的線相對的方式連接多對一、多對多的線。
[0219][第2實施方式]
[0220]接著，說明第2實施方式的醫療用線。另外，在以下說明及在該說明中使用的附圖中，對與已經說明的構成要素相同的構成要素標註相同的附圖標記並省略重複的說明。
[0221]如圖1A所示，對於第I實施方式的醫療用線，使兩個線端2E、4E彼此相互接合，兩個線端2E、4E藉助於熔合部3相接合。與此相對，如圖18A和圖18B所示，第2實施方式的醫療用線在一個線端2E形成熔融部2B，並使熔融部2B與線的任意位置、即被接合部位16相抵接而形成熔合部36。然後，藉助於熔合部36接合線端2E於被接合部位16。在這一點上，與第I實施方式不同。
[0222]圖17A是表示本實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合前的線的一例的主視圖。圖17B是表示本實施方式的醫療用線製造方法的接合工序的接合後的線的一例的主視圖。在本實施方式的醫療用線製造方法中，針對具有與捻絲線部2相同的線結構的未接合的捻絲線2W (第I線)，與圖2A和圖2B所示的工序相同地進行熔融部形成工序。
[0223]接著，進行接合工序。使熔融部2B與捻絲線部4的外周部、即被接合部位16相互抵接。之後，與第I實施方式相同地在熔融部2B與被接合部位16抵接的位置的上方配置雷射照射裝置5，朝向 抵接位置照射雷射7，進行接合工序。
[0224]若使雷射7的照射停止，則熔融部2B與被接合部位16之間的熔融部分因散熱而固化,形成熔合部36。由此，捻絲線2W的線端2E與被接合部位16藉助於熔合部36相接合，製造出接合線30。
[0225][第8變形例]
[0226]接著，說明本發明的第2實施方式的變形例(第8變形例)的醫療用線。
[0227]本變形例是使形成有熔融部2B的線2E大致垂直地接合於具有被接合部位16的線4的例子。在第I線2的線端2E，以與第I實施方式相同的方法形成熔融部23B。使第I線2的線端2E與第2線4的任意位置的外周面、即被接合部位16相抵接。此時，以第I線2的長度方向與第2線4的長度方向大致垂直的方式使第I線2與線4相抵接。然後，以與第I實施方式相同的方法形成熔合部36，形成第I線2與第2線4沿垂直方向相接合的醫療用線。
[0228]另外，在上述說明中，以兩條線2、4 (第I線、第2線)藉助於熔合部36相接合的情況為例進行了說明，但是也可以在第I線2的線端2E形成熔融部36，將與第I線2相同的線的外周部上的任意位置設為被接合部位16，利用熔融部2B與被接合部位16形成熔合部36來形成環狀的醫療用線。
[0229]另外，具有熔融部36的線2與具有被接合部位16的線4的連接角度並不限定於第2實施方式和第8變形例所示的例子，能夠酌情設定。
[0230]另外，在上述實施方式、各個變形例中說明的所有的構成要素能夠在本發明的技術保護範圍內適當地改變組合或者刪除而加以實施。
[0231]產業h的可利用件
[0232]根據上述醫療用線製造方法，能夠提供一種以平滑的形狀容易地使線端彼此接合的醫療用線。
[0233]附圖標記說明
[0234]1、10、11、20、21A、21B、21C、21D、30、30A 接合線(醫療用線);2、4、22、24、27 捻絲線部(捻絲線)；2A、4A、12A 線的端部;2B、4B、12B、22B、24B 熔融部;2E、4E、12E、14E、22E、24E、25E、27E、28E 線端；2W、4W、22W、24W 捻絲線;2c、4c、22c、24c 頂部;2d、4d、22d、24d 側部；3、
13、23、26A、26B、26C熔合部；6線固定夾具；7雷射；8夾持夾具;12、14、25、28單絲線部；12W單絲線；13熔合部；16被接合部；MpM2槽部況圓筒區域；R2截頭圓錐區域。
【權利要求】
1.一種醫療用線製造方法，該醫療用線製造方法包括以下工序: 熔融部形成工序，通過使線的線端熔融、固化，從而在上述線端形成塊狀的熔融部；以及 接合工序，通過使上述熔融部與被接合部位相抵接並使上述熔融部和上述被接合部位熔融、固化而形成熔合部，從而藉助於上述熔合部對上述線端與上述被接合部位進行接合。
2.根據權利要求1所述的醫療用線製造方法，其中， 上述線包括捻絲線。
3.根據權利要求1或2所述的醫療用線製造方法，其中， 上述熔融部在上述線端形成為大致球狀。
4.根據權利要求1至3中任一項所述的醫療用線製造方法，其中， 上述熔融部通過向上述線端和上述被接合部位照射雷射而形成。
5.根據權利要求1至4中任一項所述的醫療用線製造方法，其中， 上述熔融部形成於第I線， 上述被接合部位存在於上述第I線或不同於上述第I線的第2線。
6.根據權利要求5所述的醫療用線製造方法，其中，` 上述被接合部位是上述第I線的另一線端或上述第2線的線端。
7.根據權利要求6所述的醫療用線製造方法，其中， 上述熔合部形成為外徑在上述第I線和第2線的外徑中的最大外徑以下的棒狀。
8.根據權利要求5所述的醫療用線製造方法，其中， 上述被接合部位是上述第I線和上述第2線中的任一者的外周部上的任意位置。
9.一種醫療用線， 在線的線端和與上述線端相接合的被接合部位之間，線端和上述被接合部位的材質熔融而形成熔合了的熔合部並相接合。
10.根據權利要求9所述的醫療用線，其中， 上述線包括捻絲線。
11.根據權利要求9或10所述的醫療用線，其中， 上述被接合部位是上述線的另一線端。
12.根據權利要求11所述的醫療用線，其中， 上述熔合部形成為外徑在上述線的外徑中的最大外徑以下的棒狀。
13.根據權利要求9或10所述的醫療用線，其中， 上述被接合部位是上述線的外周部。
【文檔編號】A61M25/01GK103429294SQ201280012564
【公開日】2013年12月4日 申請日期:2012年6月8日 優先權日:2011年6月10日
【發明者】今村友紀 申請人:奧林巴斯株式會社