醫用引導線,該醫用引導線與微導管的組合體,該醫用導線、氣囊導管和引導導管的組合體的製作方法

2024-04-10 14:23:05

專利名稱：醫用引導線,該醫用引導線與微導管的組合體,該醫用導線、氣囊導管和引導導管的組合體的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種改進的醫用導線，能夠使操作人員深入插入到曲折血管， 最好地使用血流。
背景技術：
在對人類器官尤其是諸如血管、消化道、尿道等進行治療診斷時，有必要 在將導管插入血管之前將引導線插入到目的地。為了順利地將引導線插入曲折 彎曲的血管(很難到達的區域)，目前已經提出了各種技術。
日本公開專利申請第2000-135289號以示例方式揭示了一種引導線，其具 有固定在細長芯遠端部分的不透射線的螺旋金屬線圈。設有合成樹脂管以圍繞 螺旋金屬線圈的外表面並在膨脹時覆蓋金屬螺旋線圈的外表面。由於合成樹脂 管的光滑性，這使得操作人員能夠實現良好的潤滑，同時，減少了沉積在合成 樹脂管上的血栓塊，使得當將其插入血管時通過細長芯的薄遠端確保良好的可 推性。
日本公開專利申請第4-9162揭示了一種在遠端部分具有柔性且主要部分具 有剛性的引導線。 一種高度不透射線金屬(作為X射線攝影的高靈敏度對比 物)插入遠端部分。某種合成樹脂覆蓋引導線，並在溼潤時呈現潤滑性，因此 由於高潤滑性能夠提供操作人員以良好的操縱性(推和拉)。
日本實用新型登記第2588582號揭示了一種引導線，其中不透射線線圈固 定在細長芯的遠端。由於近端部分減小的摩擦，親水層和疏水層塗敷在引導線 上以實現良好的可操作性。
以上現有技術中，沒有既良好利用血液或血流內的浮力又利用血流內雙層 結構間的壓阻和比重差而使操作人員能夠實現良好的操縱性的概念。
因此本發明的目的是克服以上缺點，並提供一種能夠通過在螺旋彈簧部分
的遠端部分內形成浮力腔而改進操縱性的醫用引導線，所述遠端部分在重力的 影響下易於下垂。
本發明的另一目的是提供一種醫用引導線，當螺旋彈簧部分膨脹以擴大螺 旋彈簧部分的線圈線之間的間隙時能夠保持空氣密，並通過利用血流內親水層 和疏水層之間的壓阻和比重差而增強向前推動力。

發明內容
根據本發明，提供一種醫用引導線，其中設有螺旋彈簧體，其遠端具有由 不透射線材料製成的不透射線螺旋部分，且其近端具有由可透射線材料製成的 可透射線螺旋部分。細長芯放置在螺旋彈簧體內，並具有直徑變細的遠端部分 和直徑變粗的近端部分。螺旋彈簧體的遠端和細長芯的遠端氣密地連結。合成 樹脂層沿周界方向氣密地塗敷在螺旋彈簧體的外表面上。周界壁設置在不透射 線螺旋部分的近端以氣密地將螺旋彈簧體和細長芯連結在一起。浮力腔通過密 封壁、合成樹脂層和固定部分設置在不透射線螺旋部分內，其中螺旋彈簧體的 遠端和細長芯件的遠端氣密的連結。合成樹脂層在溼潤狀態下比在乾燥狀態下 潤滑，其中合成樹脂層在螺旋彈簧體的相鄰線圈線之間的間隙處形成圓柱形膜
圓柱形膜，條件是圓柱形膜圓柱形膜的外徑小於當在溼潤情況下膨脹螺旋彈簧 體時螺旋彈簧體的外徑，使得螺旋彈簧體的相鄰線圈線之間的間隙是螺旋彈簧 體的線圈線的外徑的50-100%。圓柱形膜圓柱形膜在螺旋彈簧體的內表面和 螺旋彈簧體的中間直徑部分之間，使得螺旋彈簧體的外表面起伏以形成凹凸部 分，使得相鄰線圈線形成凸出部分且圓柱形膜圓柱形膜變形為凹陷部分，以加 強由於血流碰撞凸出部分產生的壓阻以及當將螺旋彈簧體插入血管時螺旋彈 簧體部分的線圈纏繞構造產生的螺旋流而引起的向前推動力。
由於浮力腔選擇性地設置在螺旋彈簧體的不透射線螺旋部分的遠端，浮力 腔由於血液或血流受到浮力，以防止螺旋彈簧體的遠端部分在重力影響下下 垂。
這使得操作人員能夠保持醫用引導線的遠端部分在血管中的穩定姿態，以 加強醫用引導線的可操縱性。
由於在溼潤狀態下通過膨脹合成樹脂層形成的圓柱形膜圓柱形膜，能夠維
持螺旋彈簧體內的氣密，而在不透射線螺旋部分彎曲以加寬螺旋彈簧部分的線 圈線之間的間隙時不使氣體成分從螺旋彈簧體逸出。
由於螺旋彈簧體的相鄰線圈線之間的間隙是螺旋彈簧體線圈線外徑的 50-100%，能夠保持螺旋彈簧體內的氣密以確保桐如當螺旋彈簧體在血管內倒 轉遠端時由於浮力腔產生的彈性回復力。這是因為圓柱形膜圓柱形膜填充了螺 旋彈簧體的相鄰線圈線之間的間隙。
在將醫用引導線插入血管時，螺旋彈簧體由於凸凹部分受到壓阻和螺旋流 (向前推動力)，因此使得操作人員能夠深深插入血管。
根據本發明的另一方面，利用了在將螺旋彈簧體的不透射線螺旋部分彎曲 到彎曲位置時浮力腔內增加的氣壓所產生的彈性回復力，且在從彎曲位置釋放 不透射線螺旋部分時氣壓降低到浮力腔內初始量水平。
由於浮力腔選擇性地設置在易於受到塑性變形的不透射線螺旋部分內，能 夠利用浮力腔的彈性回復力而顯著降低不透射線螺旋部分的下垂量和塑性變 形。這使得操作人員能夠穩定地保持醫用引導線遠端部分的初始良好構造。
根據本發明的另一方面，合成樹脂層由親水聚合物和疏水聚合物的混合物 製成。溼潤時合成樹脂層的比重從合成樹脂層的內側向外側減小。
除了親水聚合物和疏水聚合物簡單混合的混合物之外，可將親水聚合物添 加到疏水聚合物和粘合劑聚合物的混合物中以形成另一種混合物。或者，將親 水聚合物與疏水聚合物混合，其中加入增塑劑以形成又另一種混合物。或者， 親水聚合物可與疏水聚合物混合，其中加入粘合劑聚合物和增塑劑的混合物以 形成又另一混合物。
由於親水聚合物的重量比從合成樹脂層體積逐漸增加的內側向外側連續增 加，親水聚合物的外側部分佔據大部分合成樹脂層，因此能夠產生輕質引導線， 使得由於親水聚合物的外側部分具有較小比重而確保高浮升性。
根據本發明的另一方面，合成樹脂層在螺旋彈簧體上具有作為固體層的第 一疏水層，且在第一疏水層的外表面上設有作為流體層的第二親水層。溼潤時 第二親水層的比重小於第一疏水層。
由於第二親水層(比重較小)佔據了合成樹脂層的大部分，因此能夠獲得 具有確保的高浮升特性的輕質引導線。
根據本發明的另一方面，螺旋彈簧體具有由不透射線材料製成的不透射線 螺旋部分，其回彈量小於不鏽鋼絲的回彈量。
在彈性回復力的影響下，以上設置能夠降低不透射線螺旋部分受到的塑性 變形，儘管不透射線螺旋部分具有易於塑性變形的材料。
根據本發明的另一方面，螺旋彈簧體具有由不透射線材料製成的不透射線 螺旋部分，其回彈量小於不鏽鋼絲的回彈量。可透射線螺旋部分由不鏽鋼絲製 成，且不透射線螺旋部分的外徑小於可透射線螺旋部分的外徑。
如上所述，彈性回復力了減小了不透射線螺旋部分受到的塑性變形，儘管 不透射線螺旋部分易於塑性變形。
根據本發明的另一方面，螺旋彈簧體通過將不透射線材料連接到可透射線 材料以形成金屬絲線構件而形成，所述構件長度方向伸展以使直徑變細並螺旋 纏繞以形成螺旋線圈結構。
在螺旋纏繞不透射線材料和可透射線材料之前，不透射線材料和可透射線 材料通過例如焊接程序線性連接成一體並伸展成直徑變細。
這避免了現有技術結構中將兩螺旋線圈部分串連連結的焊接或銅焊程序， 這樣有助於產生具有高浮升性能的輕質引導線。
根據本發明的另一方面，螺旋彈簧體具有多根線絲，其中至少一根在螺旋 彈簧體的遠端部分包含不透射線材料。
與單根金屬絲螺旋纏繞以形成常規螺旋彈簧體的單線圈絲結構相比，根據 本發明的螺旋彈簧體能夠保持多根線絲之間間隙處的合成樹脂層的圓柱形膜 圓柱形膜，而即使在螺旋彈簧體過度彎曲成在拉力方向伸展也不會使圓柱形膜 圓柱形膜破裂。
根據本發明另一方面，浮力腔密封離散的泡沫結構的泡沫體。 密封的泡沫體有效地防止細長芯和螺旋彈簧體塑性變形，以加強彈性回復力。
根據本發明的另一方面，浮力腔密封球形泡沫珠，其比重範圍為0.06-0.5。 球形泡沫珠降低了相鄰泡沫珠之間的接觸面積，因此產生了空腔區域，功 能上有助於形成浮力腔以有助於加強浮升性能。
根據本發明的另一方面，提供了一種微型導管和醫用引導線的組合體，其
中醫用引導線的外徑約為0.2032-0.254mm (0.008-0.010英寸)，微型導管的 內徑約為0.280-0.80mm (0.0110-0.0315英寸)。
儘管醫用引導線在組合體中直徑變細，但由於微型導管的輔助能夠增加醫 用引導線的推動性，因此使操作人員能夠將醫用引導線深深插入血管。從而能 夠符合對病人的低侵入以減輕病人在治療處理時所負負擔的要求。
根據本發明另一方面，提供了一種引導導管、氣囊導管和的醫用引導線的 組合體，醫用引導線插入所述引導導管，同時氣囊導管由引導導管引導。醫用 引導線的外徑約為0.2032-0.254mm (0.008-0.010英寸)，氣囊導管的內徑約 為0.38-0.90mm(0.015-0.032英寸)且引導導管的內徑約1.7-2.0mm(0.067-0.079 英寸)。
該組合體能夠使操作人員藉助於浮力腔的浮力和壓阻將遠端部分浮在血流 上，以將醫用引導線深深插入血管。這能夠使氣囊導管和引導導管分別變細， 以符合對病人的低侵入以減輕病人在治療處理時所負負擔的要求。


附圖中示出了本發明的較佳實施例，其中
圖1是根據本發明第一實施例醫用引導線的側視圖2是沿圖1的線A-A取得的緯度方向橫截面；
圖3是細長芯的側視圖4是細長芯的平面圖； 圖5是多階扁平部分的立體圖； 圖6和7是醫用引導線遠端部分的縱向橫截面圖； 圖8是當醫用引導線的遠端部分彎曲時示出的示意圖； 圖9是當醫用引導線的遠端部分被拉動而伸展時的側視圖； 圖10和11是示出的說明當醫用引導線的遠端部分倒轉時彎曲部分膨脹了 多少的示意圖12至15是示出的照片以現出螺旋彈簧部分的線圈線之間是怎樣形成圓 柱型薄膜的；
圖16是說明醫用引導線怎樣插入冠狀動脈的視圖17是說明血流怎樣與螺旋彈簧部分的凸起部分相作用的視圖； 圖18是根據本發明第二實施例的醫用引導線遠端部分的側視圖； 圖19是根據本發明第三實施例的醫用引導線的立體圖20是示出了單線圈線結構怎樣彎曲的平面圖，其中單一根線螺旋地纏繞
以形成大致螺旋的彈簧體；
圖21是示出了由多根金屬絲製成的螺旋彈簧部分怎樣彎曲的平面圖22和23是根據本發明第四和第五實施例的醫用引導線的遠端部分的縱
向截面圖24和25是示出了說明醫用引導線怎樣藉助於根據本發明第六實施例的 醫用引導線和微導管插入高閉塞區域的示意圖； 圖26是根據本發明修改形式的細長芯的側視圖； 圖27是根據本發明修改形式的細長芯的右視圖； 圖28是根據本發明修改形式的多階端部的立體圖； 圖29是根據本發明另一修改形式的醫用引導線的側視圖； 圖30是沿圖29的線B-B取得的緯度方向橫截面圖； 圖31是沿圖29的線C-C取得的緯度方向橫截面圖； 圖32是根據本發明又另一修改形式的醫用引導線的側視具體實施例方式
為了更具體地描述這些實施例，參照附圖詳細說明醫用引導線和螺旋彈簧 體的結構。
在所示實施例的以下說明中，相同的標號用於相同類型的結構。
圖l-17結構性地示出了根據本發明第一實施例的醫用引導線，醫用引導線 1用於冠狀動脈的閉塞區域的治療處理。
在該情況下，圖的右側表示醫用引導線1的遠端側，且圖的左側表示醫用 引導線l的近端側(後端側)，除非此後另有說明。
醫用引導線1具有細長芯2和螺旋彈簧體3，細長芯2的遠端部分21如圖 l所示同心地插入其中。在螺旋彈簧體3的外表面，塗敷有合成樹脂層4。浮 力腔5設置在醫用引導線1的遠端部分12內。
如圖2-4所示細長芯2由不鏽鋼絲製成。細長芯2具有直徑細的遠端部分 21，並具有直徑粗的近端部分22。遠端部分21長度約300mm，且近端部分 22 (即，細長芯的剩餘部分)長度約1200mm或2700mm。
如圖5所示從細長芯2的近側到遠側，遠端部分21連續地具有劇烈傾斜部 分23、中度傾斜部分24、柱形部分25、輕度傾斜部分26和多階扁平部分27。
多階扁平部分27從遠端到近端穿過階梯部分27A、 27B具有第一段27a、 第二段27b和第三段27c。位於細長芯2的最前頭部的第一段27a的厚度小於 27b和27c中任一段的厚度。緊接在第一段27a後面的第二段27b的厚度稍大 於第一段27a。緊接在第二段27b後面的第三段27c的厚度稍大於第二段27b。
當使多階扁平部分27彎曲時，各段27a、 27b、 27c以該順序顯示出逐級增 加的曲率半徑。
多階扁平部分27使得有可能在較窄範圍內使遠端部分21彎曲變形，因此 使得操作人員能夠在將遠端部分21插入血管時沿著血管狹窄區域的曲折路徑 緊密地跟隨遠端部分21。
作為示例，各段27a、 27b、 27c的厚度可依次為0.040mm、 0.050mm和 0.063mm。
在各段27a、 27b、 27c諱度方向的橫截面積沿著其長度方向基本均勻的情 況下，當將遠端部分21壓在上部和下部壓塊(未示出)之間時，細長芯2基 本上和與壓模模具平行的遠端21部分對齊。這使得各段27a、 27b、 27c的細 微尺寸高度精確地穩定，且延長了壓模模具的壽命。
螺旋彈簧體3通過將鉑絲連接到不鏽鋼絲以形成長度方向拉伸而直徑變細 且螺旋纏繞以用作螺旋線圈結構的線狀金屬絲構件而形成。螺旋彈簧體3的整 個長度約300mm，其尺寸基本上與細長芯2的遠端部分相同。
螺旋彈簧體3的前側具有由鉑等製成的不透射線的螺旋部分31 (長度約 30mm)，且螺旋彈簧體3的後側具有由不鏽鋼等製成的可透射線的螺旋部分 32 (長度約270mm)。
除了應用於螺旋彈簧體3的鉑絲作為不透射線材料，也可使用金絲、銀絲 或鵒絲。作為可透射線材料，從生物相容的觀點使用不鏽鋼絲。
諸如鉬絲的不透射線材料易於塑性變形，具有小於不鏽鋼絲的回彈量。
通過線圈繞成螺旋線圈結構(外徑0.355mm)的線金屬絲(外徑0.072mm) 形成螺旋彈簧體3，不透射線螺旋部分31的外徑變得比可透射線螺旋部分32 的外徑小0.02mm。這意味著螺旋彈簧體3隨著接近前方而直徑逐漸減小(逐 漸變細)。不透射線螺旋部分31在螺旋彈簧體3的線圈線W之間有間隙C。 間隙C的寬度約為線圈線W外徑的10-30%以賦予不透射線螺旋部分31以良 好的柔性。
螺旋彈簧體3的遠端3和細長芯2的遠端在固定部分(焊接部分)10氣密 地連結，通過使用球形錫粒(錫小球)、銅焊焊料等而沒有任何縫隙。螺旋彈 簧體3的近端34通過焊接程序牢固地固定急劇傾斜的部分23上。合成樹脂層 4從螺旋彈簧體3的外表面延伸到細長芯的近端部分22。
合成樹脂層4具有第一疏水層(固體層)41和放置在第一疏水層41上方 的第二親水層(粘性流體層)42，如圖6、 7中雙層結構所示。
當弄溼時，第二親水層42具有潤滑性。第一疏水層41由聚亞胺酯、氨基 聚醚嵌段、聚乙烯、聚醯氨、含氟聚合體等形成為疏水塗層。第二親水層42 由聚乙烯吡咯垸酮、乙荃共聚順丁烯二酸酐(maleic anhydride ethylester copolymer)、聚環氧乙烷等形成親水塗層。
弄溼時第二親水層42的比重小於第一疏水層41的比重。
當第一疏水層41用PTFE (聚四氟乙烯，比重2.14-2.20)形成時，將聚乙 烯吡咯烷酮、乙荃共聚順丁烯二酸酐、或聚環氧乙垸(比重基本上接近於水) 塗敷到第二親水層42。當第一疏水層41由聚亞胺酯(比重1.20-1.24)或聚醚 (比重1.38)形成時，可將聚乙烯吡咯烷酮(比重基本上接近於水)用於第 二親水層42。
第一疏水層41和第二親水層42可依次塗敷在螺旋彈簧體3的外表面上， 使得第一疏水層41作為內部塗敷層，如圖6所示。
或者可在將第二親水層42塗敷在第一疏水層41上之前，將第一疏水層41 塗敷在線圈線W的整個表面上，如圖7所示。
在不透射線螺旋部分31和可透射線螺旋部分32之間的連接部分，通過焊 接程序提供密封壁11。密封壁11氣密地將不透射線螺旋部分31的近端連結 到細長芯2上，通過球形錫粒(錫小球)、銅焊焊料等而不出現縫隙。
密封壁11與固定部分10及合成樹脂層4一起密封地限定不透射線螺旋部
分31內的內部空間以形成浮力腔5。
當螺旋彈簧體3延伸以在彎曲醫用引導線1時加寬間隙C時，彎曲力使得 合成樹脂層4伸展以在間隙C處形成圓柱形膜圓柱形膜43，如圖9所示。伸 展膜43使其外徑減小至小於螺旋彈簧體3的外徑，並保持螺旋彈簧體3內部 空間氣密。
如圖8所示，不透射線螺旋部分31從不透射線螺旋部分31的遠端在約 2-7mm範圍內在一處或多處預成形，使得操作人員能夠選擇性地參照血管的 分支部分插入。在將螺旋彈簧體3插入血管狹窄區域時，由於接觸血管的血管 壁，插入力彈性地使螺旋彈簧體3變形。
在該情況下，螺旋彈簧體3延伸以加寬間隙C，如圖9所示。但是合成樹 脂層4吸收含水成分(水)以被溼潤，並延伸以沿著間隙C連續地形成圓柱 形膜43。
膜43是螺旋管構造形式。膜43具有凹入結構，其外徑小於塗敷在螺旋彈 簧體3的外表面上的合成樹脂層4的外徑。
艮P，合成樹脂層4的外表面起伏以形成凸凹部分6，使得凸起部分61位於 線圈線W處且凹入部分62位於圓柱形膜圓柱形膜43向內延伸的間隙C處。
一般而言，冠狀動脈具有約2-4mm的內徑並隨著向內接近而變細。在如圖 10、 11所示將螺旋彈簧體3插入冠狀動脈時，螺旋彈簧體3在血管限制區域 倒轉其遠端部分，但這種情況即使有也很少。
以示例方式，如圖IO所示當醫用引導線的外徑(d)是0.35mm，且冠狀動 脈的內徑(D)是2.0mm時，螺旋彈簧體3的外部弓形長度(L)和內部弓形 長度(m)之間的差(As)在彎曲部分確定如下
△s = L-m
=(Ji X2.0X 1/2) - ( :n X 1.3 X 1/2) — 1.099mm
這意味著內部弓形長度(m: 2.04mm)變成3.139mm從而產生1.53的延 長比。這表示螺旋彈簧體3結果延伸約50%。
如圖11所示當冠狀動脈的內徑(D)是1.4mm時，差(As)在彎曲部分確 定如下formula see original document page 14
這意味著內部弓形長度(m: 1.099mm)變成2.198mm從而產生2.0的延 長比。這表示螺旋彈簧體3結果延伸約100%。當冠狀動脈的內徑(D)小於 1.4mm時，將不會發生上述現象，因為螺旋彈簧體3由於其有限的直徑寬度而 容納在冠狀動脈中。
即使在螺旋彈簧體3隨著微血管內的彎曲部分倒轉時膜43伸展50%或100 %時，確定圓柱形膜圓柱形膜43不會由於其材料和量的選擇而破裂。
更具體地說，可在疏水聚合物中添加增塑劑以增加第一疏水層41的柔性。 使用樟腦、蓖麻油、鄰苯二甲酸二辛酯等作為增塑劑。
在形成合成樹脂層4時，使用擠壓法、浸漬法或塗敷熱縮管的方法。可使 用任何可氣密地密封浮力腔5的方法。
為了密封地密封浮力腔5，需要使用浸漬法或塗敷熱縮管的方法。這是因 為所要求的方法形成合成樹脂層4而不允許合成樹脂浸入浮力腔5，儘管熱縮 管允許浮力腔受壓，同時將氣態成分保持在浮力腔5內。
在上述方法中，浸漬法是最理想的一種，因為其可排除修整合成樹脂層的 端部的需要而不會使浮力腔5受壓。
在形成合成樹脂層4時，將螺旋彈簧體3浸入(浸漬步驟)疏水聚合物溶 液並此後在約17(TC的溫度下乾燥十分鐘。在疏水聚合物塗敷在螺旋彈簧體3 上之後，螺旋彈簧體3浸入(最後一道浸漬)親水聚合物溶液並此後在約170 'C的溫度下乾燥十分鐘。
對於疏水聚合物溶液，可添加粘合劑聚合物、增塑劑、或兩者以形成溶液 混合物。在螺旋彈簧體3浸入溶液混合物並乾燥之後，螺旋彈簧體3可浸入親 水聚合物溶液，或者可將親水聚合物塗敷在螺旋彈簧體3的疏水聚合物上。
聚亞胺酯、聚酯、聚苯乙烯纖維、聚丙烯樹脂等可用作粘合劑聚合物，因 為這些聚合物有利地加強了合成樹脂層4對螺旋彈簧體3的粘附性。
樟腦、蓖麻油、鄰苯二甲酸二辛酯等可用作增塑劑，因為這些聚合物有利 於加強合成樹脂層4的柔性。
尤其較佳的是添加增塑劑以提供良好的柔性，以在螺旋彈簧體3如上所述
倒轉時也不會使沿著線圈線W的間隙C連續形成的圓柱形膜43破裂。
圖12至15是沿著螺旋彈簧體3的線圈線W之間的間隙C觀察的圓柱形膜 43的照片。
在圖12、 13中，當依次伸展約50%和100%時，圓柱形膜43位於螺旋彈 簧體3的中間直徑部分M。為了方便，如圖6中示出，所示中間直徑部分M 是螺旋彈簧體3的內徑和外徑的平均直徑。
在圖14、 15中，當依次伸展約50%和100%時，圓柱形膜43位於螺旋彈 簧體3的內側N。為了方便，如圖6中示出，所示內側N意思是螺旋彈簧體3 的內表面。
在各種情況下，圓柱形膜43位於線圈線W之間的間隙C處並在螺旋彈簧 體3內包含氣態成分。
艮P，即使在醫用引導線1使螺旋彈簧體3的不透射線螺旋部分31彎曲以加 寬線圈線W之間的間隙C時，能夠將氣態成分包含在螺旋彈簧體3內而不將 其向外釋放，以維持螺旋彈簧體3內的氣密來保持浮力腔5的形狀。這是因為 在將螺旋彈簧體3插入血管使螺旋彈簧體3彎曲時通過伸展合成樹脂層4形成 了圓柱形膜43。
根據本發明，通過用圓柱形膜43限定浮力腔，可得到以下優點 (a)由於浮力腔5形成在螺旋彈簧體3內，能夠維持遠端部分12在血流 中的穩定姿態。鈿絲至少應用於不透射線螺旋部分31作為射線照像的對比物。 鉑絲的比重是21.4，約是不鏽鋼絲(比重7.9)的2.7倍。
細長芯2直徑變薄以符合維持遠端部分12易彎曲的要求。在該情況下，醫 用引導線1在不受約束的狀態下由於不透射線螺旋部分31增加了比重而易於 顯著下垂其遠端部分12。在將遠端部分12插入血管時是這樣的。
當將不透射線螺旋部分31插入血管而醫用引導線1垂下遠端部分12時， 遠端部分12增加了與血管的血管壁接觸的機會，從而引起血管裂開或內膜分 離。尤其是，在所要求的方向操縱遠端部分12時遠端部分12的下垂可降低了 血管分枝部分的選擇性。
與上述情況相反，根據本發明，浮力腔5設置在不透射線螺旋部分31內以 由於浮力腔5的浮力而減少遠端部分12的下垂。這使得操作人員能夠在血管
內操縱醫用引導線1時基本上將遠端部分12保持在線性直線狀態。
通過降低遠端部分12在血管中的下垂，有可能顯著減輕遠端部分12抵靠 血管的血管壁的接觸和摩擦。這使得操作人員能夠操縱遠端部分12以將其平 滑地深深地插入曲折而多彎的血管，而不會引起血管裂開或內膜分離。
(b) 由於從浮力腔5獲得的彈性回復力，能夠穩定地保持遠端部分12的 形狀，以使操作人員能夠將遠端部分12深入插入血管。
由於不透射線螺旋部分31的回彈量小於可透射線螺旋部分32的回彈量， 不透射線螺旋部分31比可透射線螺旋部分32更易於塑性變形。這使得遠端部 分12易於變形並易於使之彎曲。
在該情況下，醫用引導線1具有密封在不透射線螺旋部分31內的浮力腔5。
由於設置在不透射線部分31內的浮力腔5，在將不透射線螺旋部分31彎 曲到彎曲位置時，彎曲力增加浮力腔5內的氣壓，在釋放彎曲力時，增加的氣 壓將不透射線螺旋部分31從彎曲位置返回到原始位置。
艮口，由於使用通過用氣態成分填充浮力腔5得到的彈性回復力，能夠降低 遠端部分12的塑性變形以總是穩定地保持遠端部分12的初始良好形狀。
由於不透射線螺旋部分31 (即，鉑絲)和可透射線螺旋部分32 (即，不鏽 鋼絲)之間的回彈量之差，回彈力使螺旋彈簧體3隨著接近不透射線螺旋部分 31的遠端33而外徑逐漸減小(變細)。
這使得能夠增強不透射線螺旋部分31穿過血管狹窄區域的能力，並使遠端 部分12保持在初始良好形狀。
(c) 壓阻使得操作人員能夠將螺旋彈簧體3深深插入血管，如此後所詳細 描述的那樣。
根據本發明的醫用引導線1用於治療處理冠狀動脈的堵塞區域，並如圖16 所示插入管狀動脈。
如圖16中箭頭處所指出的，與主動脈弓Aa的情況相反，冠狀動脈Ac內 的血液沿與醫用引導線l沿著血管操縱遠端部分12相同方向流動，就像順風 情況那樣。
在該情況下，螺旋彈簧體3允許血流碰撞凸起部分61，同時阻止朝向細長 芯進入的血流。這使得血流沿著螺旋彈簧體3的線圈纏繞構造流動以產生螺旋
流動，如圖17所示。
當血流碰撞凸起部分61時，這種情況由於螺旋流動以及產生的壓阻產生了 螺旋彈簧體3的向前推動力。
由於設置的浮力腔5將氣態成分保持在浮力腔5內，由於浮力腔5的浮力 可將遠端部分12在血流中託起，同時，確保從螺旋流動和壓阻獲得的向前推 動力。這使得操作人員能夠輕易地將螺旋彈簧體3深深插入血管。
(d) 由於形成的浮力腔5提供浮力，能夠減小醫用引導線1的直徑(變細)， 因此符合對病人的低侵入以減輕病人所負負擔的要求。
在治療性地使心血管系統的阻塞區域膨脹時，即實施例如經皮的冠動脈血 管再建法(PTCA)時，通常使用醫用引導線(0.35mm外徑)和引導導管(7F-8F: 內徑2.3-2.7mm)，引入球狀導管以實施血管擴張。醫用引導線一般具有 0.355mm的外徑以滿足各種機械特性，諸如使螺旋彈簧體3進入曲折而彎曲的 血管所需要的扭矩傳遞性和推動性。
除了增強深入插入血管所需的以上機械性能，醫用引導線1由於浮力腔5 的浮力而具有漂浮在血流上的能力。這緩解了降低醫用引導線l直徑和細長芯
2機械性能的要求以生產更細的引導線。
在使用醫用引導線1、氣囊導管和引導導管的組合體(未示出)時，浮力 使得醫用引導線1的外徑可從0.014英寸(0.355mm)降低到0.008-0.010英寸 (0.2032-0.254mm)，同時將引導導管的內徑從7F-8F (2.3-2.7mm)降低到 5F-6F (1.7-2.0mm)。這能夠在治療操作醫用引導線1的同時符合對病人的低 侵入以減輕病人所負負擔的要求。
氣囊導管通常具有約0.38-0.90mm的內徑，且引導導管與氣囊導管一起使 用。引導導管保持與醫用引導線1的適當環形空間。由於通過與引導導管和氣 囊導管分擔作為反作用力的醫用引導線1的推動力，醫用引導線1能夠施加其 逆著患病區域的推動性。
(e) 由於螺旋彈簧體3被合成樹脂層4氣密地密封，即使在醫用引導線l 使遠端部分12局部彎曲時，彎曲力增加浮力腔5內的氣壓，由於彈性恢復而 產生必要的回覆力來恢復彎曲部分。合成樹脂層4還用於保護易於塑性變形的 細長芯2。(f) 由於第一疏水層(固體層)41和第二親水層(粘性流體層)42限定 的雙層結構，即使在合成樹脂層4上產生微小氣孔(針孔)或損傷，也能夠避 免氣體從浮力腔5洩漏，從而通過用第二親水層42的粘性流體覆蓋第一疏水 層41的整個表面來密封地保持浮力腔5。
通過用第二親水層42的粘性流體覆蓋第一疏水層41，能夠減輕合成樹脂 層4逆著血管中血管壁的摩擦。
(g) 通過確定第二親水層42的比重小於第一疏水層41的比重，能夠由於 較高的浮升性而使醫用引導線重量較輕。
這是因為第二親水層42從內向外比第一疏水層41增加了其直徑尺寸，使 得當兩層41、 42具有相同厚度時第二親水層42更多地佔據了合成樹脂層4 的重量。
圖18示出了本發明的第二實施例，其中僅描述了與本發明的第一實施例描 述的結構不同的組成部分。
根據本發明第二實施例的合成樹脂層4是疏水聚合物和親水聚合物的混合 物以形成一單層結構。合成樹脂層4在溼潤狀態下從單層結構的內側到外側降 低了其比重。
除了用疏水聚合物和親水聚合物形成混合物之外，在形成合成樹脂層4時 可將親水聚合物添加到疏水聚合物和粘合劑聚合物的混合物中。或者，親水聚 合物可與疏水聚合物和增塑劑的混合物混合。或者，親水聚合物可與疏水聚合 物、粘合劑聚合物和增塑劑的混合物混合。
纖維素脂、或polymethylvynlether、順丁烯二酸硬石膏(maleic anhydrite) 等的聚合物用作疏水聚合物。在這些聚合物中，纖維素脂是最佳的。
聚乙烯吡咯烷酮、乙荃共聚順丁烯二酸酐(maleic anhydride ethylester copolymer)、聚環氧乙垸等用作親水聚合物。
聚亞胺酯、聚酯、聚苯乙烯纖維、聚丙烯樹脂等可用作粘合劑聚合物，因 為這些聚合物有利地加強了合成樹脂層4對螺旋彈簧體3的粘附性。
樟腦、蓖麻油、鄰苯二甲酸二辛酯等可用作增塑劑，因為這些聚合物有利 於加強合成樹脂層4的柔性。
根據形成合成樹脂層4的方法，將螺旋彈簧體3浸入(浸漬步驟)疏水聚
合物溶液和親水聚合物溶液的混合物，並此後在約170。C的溫度下乾燥十分 鍾。
或者將粘合劑聚合物、增塑劑、或兩者添加到疏水聚合物溶液以形成溶液
混合物。在螺旋彈簧體3浸入溶液混合物後，在約17(TC的溫度下乾燥十分鐘。 根據本發明第二實施例的合成樹脂層4，在溼潤狀態下從單層結構中的內
側到外側降低了其比重。
螺旋彈簧體3的外表面，疏水聚合物和粘合劑聚合物的混合物粘附在一起。
疏水聚合物和親水聚合物通過高的連接力和分子間力結合在一起。由於此，疏
水聚合物成分更多的在螺旋彈簧體3的內側，且親水聚合物成分更多地存在螺
旋彈簧體3的外側。
上述設置使得醫用引導線1重量較輕以有助於較高的浮升性。 這是因為合成樹脂層4的外部成分逐漸增加的直徑尺寸大於合成樹脂層4
的內部成分，使得外部成分佔據了合成樹脂層4的主要重量，使得確定的外部
成分的比重較小。
圖19-21示出了本發明的第三實施例，其中不透射線螺旋部分31形成多重 螺旋線結構3A。多重螺旋線結構3A具有多根巻繞的線，其中至少一根由不 透射線材料製成。
更具體地說，在形成多重螺旋線結構3A時，使用3到12根(例如圖19 中的12根)線性金屬絲，每根外徑(①)為0.072mm。此後，線性金屬系螺 旋扭曲以形成絞線結構，其外徑為0.35mm。
艮P，在固定部分IO和密封壁11之間，不透射線螺旋部分31通過交替絞合 不透射線金屬絲R和另一種線性金屬絲形成不透射線螺旋部分。在該情況下， 不透射線金屬絲R的數量和其它線性金屬絲的數量分別為6。
作為形成不透射線螺旋部分31的方法，引入的一種是線性金屬絲環繞心軸 芯(未示出)纏繞，或者線性金屬絲使用繩股機械螺旋地扭曲。或者，三根或 四根線性金屬絲(①0.072mm)螺旋地扭曲以預先形成絞線合金屬絲單元，並 然後將3到12個單元絞合以形成多重螺旋金屬絲結構3A。
這種結構是當使螺旋彈簧體3彎曲時，彎曲力使得間隙C在彎曲部分的外 側極小，其中螺旋彈簧體3 (多重螺旋金屬絲結構3A)呈現如圖21所示的更
大曲率半徑，與如圖20所示螺旋彈簧體3 (單線圈金屬絲結構)呈現的加寬
間隙c相對照。
這是因為在使螺旋彈簧體3彎曲時，彎曲力產生多重螺旋金屬絲結構3A 的線圈線之間的微小位置滑動以降低其間的間隙C。
由於多重螺旋金屬絲結構3A中減小的間隙C，能夠防止合成樹脂層4破 裂，而不會即使在多重螺旋金屬絲結構3A過度彎曲時不允許地伸展，從而保 持多重螺旋金屬絲結構3A內的氣密性，以長時間地穩定保持浮動腔5的正常 功能。
因此以上對比示出了多重螺旋金屬絲結構3A是怎樣有利地將合成樹脂層 4關聯到浮力腔5的。
圖22示出了本發明的第四實施例，其中浮力腔5通過離散的泡沫結構形狀 的泡沫體層51形成充有物質的部分。
在設置泡沫體層51時，在螺旋彈簧體3通過焊接程序固定地連結到細長芯 2時，螺旋彈簧體3進入包含泡沫液體材料的水池一定的深度，以在浮力腔5 內形成泡沫體層51。
從水池將螺旋彈簧體3升起後，螺旋彈簧體3貫穿特殊夾具(未示出)以 修正泡沫體層51的外徑。
此後，螺旋彈簧體3擱置一邊，或者加熱到泡沫體層51變幹。然後，合 成樹脂層4通過浸漬步驟設置在螺旋彈簧體3的外表面上。除了浸漬程序，也 可使用噴射型泡沫液體。
通過將泡沫劑添加到合成樹脂上而設置泡沫體層51。合成樹脂表示聚酯、 苯乙烯和甲基丙烯酸(苯乙烯基底的樹脂)的聚合物和聚乙烯、聚丙烯(聚烯 烴基底的樹脂)。
同時，泡沫劑表示二氧化碳(揮發性泡沫劑)和碳酸銨(可降解泡沫劑)。 例如，可使用橋接連結型聚烯烴泡沫劑(比重0.06-0.3)。
可通過將泡沫劑添加到橡膠(矽樹脂橡膠、氯丁二烯橡膠)而形成泡沫體 層51。矽樹脂橡膠的泡沫劑表示熟知的azobisisobutylnitrile。對於泡沫體層51， 泡沫離散設置的構造最好是泡沫連續設置的構造。微小泡沫包含在泡沫體層 51中是較佳的。矽樹脂海綿(微小蜂窩狀構造和110pm的平均蜂窩單元直徑)
是較佳的，它具有較低比重(約0.41)，當施加收縮壓力時具有優良的持久應變。
在細長芯2和螺旋彈簧體3之間具有泡沫體層51時，能夠防止合成樹脂侵 入浮力腔5，即使螺旋彈簧3在將合成樹脂層4通過擠壓程序塗敷到螺旋彈簧 體3的外表面上時受壓。
由於泡沫體層51形成離散泡沫結構形狀，能夠有效地避免在將合成樹脂層 4塗敷到螺旋彈簧體3的外表面時合成樹脂侵入浮力腔5。
由於泡沫體層51是彈性材料，可有效地防止細長芯2和螺旋彈簧體3塑性 變形，從而加強了將醫用引導線1的遠端部分12彎曲時產生的彎曲力。
為了提供不透射線螺旋部分31以柔性，設置成在不透射線螺旋部分31的 線圈線之間形成微小間隙。如果在形成合成樹脂層4時合成樹脂侵入線圈線之 間的微小間隙，就會妨礙不透射線螺旋部分31的良好柔性。
由於浮力腔5由泡沫體層51形成，有可能將泡沫體層51延伸在不透射線 螺旋部分31的外表面上，從而穩定地保持不透射線螺旋部分31的良好柔性。
圖23示出了本發明的第五實施例，其中浮力腔5形成具有球形粒子53(合 成泡沫珠、微球)的充有物質的部分。球形粒子53 (例如約0.06-0.5的比重 和50-10(Him的顆粒大小)的材料可從本發明第四實施例所述的化學物質中選 擇。
與多邊形結構相反，由於泡沫珠或微球幾乎沒有機會與相鄰珠或微球接觸， 能夠確保珠之間較大的空間間隔部分，這有助於浮力腔5的功能。
通過將泡沫體層51用作球形粒子53的粘合劑，能夠方便地在不透射線螺 旋部分31內形成浮力腔5，同時通過在浮力腔5內包含輕質氣體而增加浮力。
在該情況下，在形成浮力腔5時，可使用本發明第四實施例所指出的相同 方法，除了將一定量的球形粒子53添加至泡沫體層51的步驟有所不同外。
由於無機微球的使用，能夠增加彎曲醫用引導線1時醫用引導線1的遠端 部分12受到的收縮強度。
這可在氣體成分不從浮力腔5洩漏的情況下實現。輕質氣體(例如氦)可 包含在浮力腔5內以增加浮力腔5的浮力。
圖24和25示出了本發明的第六實施例，其中設置了醫用引導線l和微型
導管7的組合體8。如圖24所示使用組合體8時將醫用引導線l插入微型導 管7。
如上文重申的那樣，根據本發明，醫用引導線1能夠使操作人員利用浮力 腔5的浮力而深入插入血管並增加壓阻，同時通過利用不同比重的雙層結構 (合成樹脂層4)確保輕質結構。
這減輕了醫用引導線1所需要的機械性能(扭矩傳遞性等)，因此能夠使 得醫用引導線1相當細。
但是，將醫用引導線1穿過血管系統的高阻塞區域S可能需要足夠的機械 性能。在該情況下，對於細的引導線1可能不足以機械地穿過高阻塞區域S。
為了滿足醫用引導線1的機械性能，可使用微型導管。微型導管由柔性管 製成，其內徑尺寸相當小。
在將醫用引導線1的遠端部分12伸到如圖24所示的高度阻塞區域S的入 口之後，微型導管如圖25所示插入高度阻塞區域S附近。
然後，用由操作人員持有的其近端部分(病人身體外)推動醫用引導線。 這時，由於通過醫用引導線1與微型導管7分擔作為反作用力的推動力，能夠 加強推動性以提供醫用引導線1以向前推動力。
在該情況下，醫用引導線1的外徑約0.2032-0.254mm (0.008-0.010英寸)， 且微型導管7的內徑和外徑依次是0.280-0.80mm (0.0110-0.0315英寸)和 0.4曙1.2mm (00.157-00.47英寸)。
藉助醫用引導線1和微型導管7的組合體8，儘管醫用引導線1顯著變細， 但仍能夠用實現的良好推動性將醫用引導線深深插入血管。因此符合對病人的 低侵入以減輕治療時病人所負負擔的要求。
圖26至28示出了本發明的修改形式，其中多階端部28設置在細長芯2 上遠端部分21的最頂端。
細長芯2 (如圖27所示其側視圖)結構除了多階端部部分28之外，與本 發明第一實施例(圖5)所述的相同。
多階端部28的外徑隨著靠近遠端部分21的最頂端經過階梯部分28A、28B 三階減小，以形成第一、第二和第三段28a、 28b、 28c，每個的橫截面都是圓 形，如圖26、 28所示。
當多階端部部分28彎曲時，各段28a、 28b、 28c以該順序顯示出逐漸減小 的曲率半徑。
多階端部部分28使得有可能在較窄範圍內使遠端部分21彎曲變形，因此 使得操作人員能夠在將遠端部分21插入血管時沿著血管狹窄區域的曲折路徑 緊密地跟隨遠端部分21。
多階端部部分28結構上與多階扁平部分27 (圖5)的不同之處在於多階扁 平部分27朝向遠端部分21的頂端三階降低了其厚度尺寸。
圖29至31示出了本發明的又一變形形式，其中可透射線螺旋部分32將其 近端連結到金屬絲絞合螺旋彈簧36上。由多個螺旋絞合金屬絲形成的金屬絲 絞合螺旋彈簧36緊密的環繞細長芯2的近端部分22，如圖29、 31所示。可 透射線螺旋部分32以如圖30所示的方式環繞細長芯2。
金屬絲絞合螺旋彈簧36通過焊接程序固定地將其近端連接到細長芯2的近 端，如圖29中的標號Q所示。
在一般實心芯與金屬絲絞合螺旋彈簧36的外徑相同的情況下將一般實心 芯與金屬絲絞合螺旋彈簧6和細長芯2的組合相比較時，該組合使得其重量比 實心細長芯的重量輕，因為金屬絲絞合螺旋彈簧36形成金屬絲絞合螺旋彈簧 36的相鄰線圈線之間的凹槽。
在將細長芯2插入血管時，金屬絲絞合螺旋彈簧36允許血流沿著凹槽流動， 因此提供細長芯以向前推動力，以使操作人員能夠深深插入血管系統的阻塞區 域。
圖32示出了本發明的又另一修改形式，其中不透射線螺旋部分31和密封 壁11保持環繞細長芯2。除了不透射線螺旋部分31和密封壁11在細長芯2 上佔據的區域，合成樹脂層4塗敷在細長芯2的外表面上。
在該變形形式中，能夠獲得與本發明第一實施例中所指出的相同的優點。
權利要求
1.一種插入血管的醫用引導線(1)，其特徵在於，包含螺旋彈簧體(3)，其遠端部分具有由不透射線材料製成的不透射線螺旋部分(31)，其近端具有由可透射線材料製成的可透射線螺旋部分(32)；放置在所述螺旋彈簧體(3)內並具有由直徑變細的遠端部分(21)和具有由直徑變粗的近端部分(22)的細長芯件(2)；所述螺旋彈簧體(3)的遠端和所述細長芯件(2)的遠端氣密地結合；合成樹脂層(4)，它沿周界方向氣密地覆在所述螺旋彈簧體(3)的外表面上；密封壁(11)，它設置在所述不透射線螺旋部分(31)的近端，以將所述螺旋彈簧體(3)與所述細長芯件(2)氣密地連結在一起；浮力腔(5)，它通過所述密封壁(11)、所述合成樹脂層(4)和固定部分(10)設置在所述不透射線螺旋部分(31)內，其中所述螺旋彈簧體(3)的所述遠端和所述細長芯件(2)的所述遠端氣密地連結；所述合成樹脂層(4)在溼潤狀態下比在乾燥狀態下潤滑，其中所述合成樹脂層(4)在所述螺旋彈簧體(3)的相鄰線圈線(W)之間的間隙(C)處形成圓柱形膜(43)，其狀態是所述圓柱形膜(43)的外徑小於當在溼潤情況下膨脹所述螺旋彈簧體(3)時所述螺旋彈簧體(3)的外徑，致使所述螺旋彈簧體(3)的所述相鄰線圈線(W)之間的所述間隙(C)是所述螺旋彈簧體(3)的所述線圈線(W)的外徑的50-100％；以及所述螺旋彈簧體(3)具有中間直徑部分(M)，它是所述螺旋彈簧體(3)的內徑和外徑的平均值；所述圓柱形膜(43)在所述螺旋彈簧體(3)的內表面和所述螺旋彈簧體(3)的所述中間直徑部分(M)之間，致使所述螺旋彈簧體(3)的外表面起伏以形成凹凸部分(6)，使得所述相鄰線圈線形成凸出部分(61)且所述圓柱形膜(43)變形為凹陷部分(62)，以加強由於血流碰撞所述凸出部分所產生的壓阻以及當將所述螺旋彈簧體(3)插入血管時所述螺旋彈簧體(3)的線圈纏繞構造產生的螺旋流而引起的向前推動力。
2. 如權利要求1所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述醫用引導線(1)利用了在將所述螺旋彈簧體(3)的所述不透射線螺旋部分(31)彎曲到 彎曲位置時所述浮力腔(5)內增加的氣壓所產生的彈性回復力，且在從所述 彎曲位置釋放所述不透射線螺旋部分(31)時所述氣壓在所述浮力腔內降低到 初始量水平，同時，所述向前推動力由於血流碰撞所述凸出部分所產生的壓阻 以及當將所述螺旋彈簧體(3)插入血管時所述螺旋彈簧體(3)的線圈纏繞構 造產生的螺旋流而加強。
3. 如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述合成樹 脂層(4)由親水聚合物和疏水聚合物的混合物製成，溼潤時所述合成樹脂層(4)的比重從所述合成樹脂層(4)的內側向外側減小。
4. 如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述合成樹 脂層(4)在所述螺旋彈簧體(3)的外表面上具有作為固體層的第一疏水層(41)， 且在所述第一疏水層(41)的外表面上具有作為流體層的第二親水層(42)， 溼潤時所述第二親水層(42)的比重小於所述第二親水層(42)。
5. 如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述螺旋彈 簧體(3)具有由所述不透射線材料製成的所述不透射線螺旋部分(31)，其彈性回彈量小於不鏽鋼絲的彈性回彈量。
6. 如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述螺旋彈 簧體(3)具有由所述不透射線材料製成的所述不透射線螺旋部分(31)，其彈性回彈量小於不鏽鋼絲的彈性回彈量，並具有由不鏽鋼絲製成的所述可透射 線螺旋部分(32)，所述不透射線螺旋部分(31)的外徑小於所述可透射線螺 旋部分(32)的外徑。
7. 如權利要求l或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述螺旋彈 簧體(3)通過將所述不透射線材料連接到所述可透射線材料以形成金屬絲線 構件而形成，所述構件長度方向伸展以使直徑變細並螺旋纏繞以形成螺旋線圈 結構。
8. 如權利要求l或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述螺旋彈 簧體(3)具有多根金屬絲，至少一根所述金屬絲在所述螺旋彈簧體(3)的遠 端部分包含所述不透射線材料。
9. 如權利要求l或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述浮力腔 (5)密封離散泡沫結構的泡沫體(51)。
10. 如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)，其特徵在於，所述浮力腔 (5)密封球形泡沫珠(53)，所述球形泡沫珠(53)的比重範圍為0.06至0.5。
11. 一種微型導管和如權利要求1或2所述的醫用引導線(1)的組合體(8)， 其中，所述醫用引導線(1)的外徑約為0.2032-0.254mm (0.008-0.010英寸)， 且所述微型導管(7)的內徑約為0.280-0.80mm (0.0110-0.0315英寸)。
12. —種引導導管、氣囊導管和如權利要求1或2所述的醫用引導線(1) 的組合體，其中，所述醫用引導線(1)插入所述引導導管，且所述氣囊導管 由所述引導導管引導，所述醫用引導線(1)的外徑約為0.2032-0.254mm(0.008-0.010英寸)，所述氣囊導管的內徑約為0.38-0.卯mm (0.015-0.032英 寸)且所述引導導管的內徑約1.7-2.0mm (0.067-0.079英寸)。
全文摘要
一種醫用引導線(1)，具有螺旋彈簧體(3)，其遠端部分具有不透射線的螺旋部分(31)，且細長芯(2)放置在所述螺旋彈簧體(3)內。細長芯(2)具有直徑變細的遠端部分(21)並具有直徑變粗的近端部分(22)。提供螺旋彈簧體(3)的遠端和細長芯(2)的遠端氣密地連結的固定部分(10)。浮力腔(5)形成在不透射線螺旋部分(31)內。塗敷在螺旋彈簧體(3)的外表面上的合成樹脂層(4)形成螺旋彈簧體(3)的相鄰線圈線(W)之間的間隙(C)處的圓柱形膜(43)，條件是圓柱形膜(43)的外徑小於當在溼潤情況下膨脹螺旋彈簧體(3)時所述螺旋彈簧體(3)的外徑，從而使得操作人員能夠由於血流產生的增加壓阻和浮升特性而深深插入血管。
文檔編號A61M25/09GK101099877SQ20071010405
公開日2008年1月9日 申請日期2007年5月18日 優先權日2006年7月3日
發明者加藤富久 申請人:朝日印帝克股份有限公司