專利名稱：導管的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及插入血管等體腔內的狹窄部等中的導管。
背景技術：
以往，作為插入血管等體腔內的狹窄部等中進行治療等的導管，例如具有用于擴張狹窄部的球囊導管。球囊導管主要由作為擴張件的球囊、外軸以及配置在外軸內部的內軸組成。內軸用于插入導線，外軸通過設置在其與內軸之間的管腔，使擴張球囊用的造影劑和生理鹽水等液體流通。醫(yī)生等手術者進行操作，從身邊一側向球囊導管的前端傳遞轉矩，以便將這種球囊導管插入血管等內，并定位在需要的位置上。傳遞的轉矩主要是沿軸向推壓導管的推力、即推入力。球囊導管從身邊一側到前端側需要具有較高的推入力傳遞性。 以往，為提高這種推入力的傳遞性，公開了在球囊導管的軸中填充編織件等加強件的方案(例如參照下述專利文獻I 3)。專利文獻I日本專利公開公報特開平1-121067號專利文獻2日本專利公開公報特開2001-157712號專利文獻3日本專利公開公報特開2010-115375號在使球囊導管等導管通過病情嚴重的狹窄部時，以及通過已配置的支架的支柱(STENT STRUT)之間時，有時因導管的前端卡在狹窄部或支架的支柱上而被掛住，從而導管難以通過。像上述球囊導管的軸那樣僅通過使用編織件來提高推入力傳遞性的方法，并不足以解決上述問題，而是需要進一步改良。

發(fā)明內容
鑒于上述問題，本發(fā)明的目的在于提供一種導管，通過在軸內填充加強件來提高轉矩傳遞性，并且能夠防止導管的前端卡在狹窄部或支架的支柱上而被掛住。本發(fā)明通過下述方式解決上述問題。本發(fā)明第一方式的導管包括軸，在管狀內層的外周上配置有加強件，且由外層覆蓋所述加強件；以及接頭，安裝在所述軸的前端上，由樹脂制的筒狀構件構成，且所述接頭具有厚度大于所述軸的前端的部分，并且所述接頭的外徑朝向前端縮小。本發(fā)明第二方式在第一方式所述導管的基礎上，所述接頭通過具有比所述軸的內徑小的內徑，構成厚度大于所述軸的前端的部分。本發(fā)明第三方式在第一方式所述導管的基礎上，厚度大于所述軸的前端的部分位于所述接頭的后端。本發(fā)明第四方式在第一至第三方式中任意一項所述導管的基礎上，所述導管還包括球囊；以及外軸，由與所述球囊的至少一部分接合的管狀構件構成，并且所述軸插入到所述外軸的內部。按照本發(fā)明第一方式的導管，由于軸具有加強件，所以在從導管的后端側向軸施加推入力和轉動力等轉矩時，能夠有效地將轉矩從軸的后端側傳遞至前端側。而且，在軸的前端與接頭的連接部分上，對應于不存在加強件，接頭的厚度被加厚至大于軸的前端厚度，所以能夠防止因不存在加強件而導致剛性產(chǎn)生急劇變化。因此，防止了推入力和轉動力等轉矩的傳遞被剛性變化部分所阻礙，能夠將轉矩有效傳遞到導管前端的接頭。因此，即使導管的前端卡在狹窄部或支架的支柱上而被掛住，也可以通過轉動導管的前端等，容易地解決這種問題。按照本發(fā)明第二方式的導管，接頭通過具有比軸的內徑小的內徑，形成厚度大于軸的前端的部分。因此，當導管沿導線通過彎曲的血管、狹窄部以及支架的支柱之間等時，接頭沿導線柔軟地彎曲，并且接頭的前端與導線之間不易產(chǎn)生臺階，所以導管能夠順利通過彎曲的血管、狹窄部以及支架的支柱之間等。按照本發(fā)明第三方式的導管，厚度大于軸的前端的部分位于接頭的后端。S卩，可以盡可能防止存在加強件的軸的前端與不存在加強件的接頭的后端之間產(chǎn)生剛性的急劇變化。而且，由于接頭的外徑從接頭的后端朝向前端縮小，所以能更有效地將推入力和轉動力等轉矩從軸傳遞到接頭的前端。 按照本發(fā)明第四方式的導管，將所述第一方式的軸用作球囊導管的內軸，且所述內軸收納于外軸內。由于能夠將推入力和轉動力等轉矩有效傳遞到內軸的前端，所以外軸不會妨礙轉矩的傳遞，當球囊導管沿導線前進時，即使導管的前端卡在狹窄部或支架的支柱上而被掛住，也能夠通過轉動接頭，容易地解決所述問題。


圖I是本實施方式的球囊導管的整體圖。圖2是圖I的A部放大圖。圖3是從圖2的III-III線方向觀察的斷面圖。圖4是圖I的B部放大圖。圖5是本實施方式的內軸的斷面圖。圖6是表示本實施方式的編織件的圖。圖7是表示其他實施方式的圖。圖8是表不另一實施方式的圖。圖9是表示其他實施方式的導管的圖。附圖標記說明10 球囊導管20 球囊30 外軸31 前端外軸部35 中間外軸部37 后端外軸部50 內軸54 內層56 編織件(加強件)
58 外層60 接頭
具體實施例方式以應用于球囊導管的情況為例，參照圖I 6對本實施方式的導管進行說明。在圖I、圖2和圖4中，圖示左側為插入體內的前端側(遠端側)，右側為醫(yī)生等手術者操作的后端側(近端側、基端側)。另外，為便于識別各結構，各附圖中局部尺寸比實際尺寸作了夸張表示。球囊導管10例如用于心臟血管的閉塞部和狹窄部等的治療，全長約1500mm。球囊導管10主要包括球囊20、外軸30、內軸50、接頭60和連接器80。
球囊20為樹脂制構件，其包括擴張部21，位于軸線方向中央，用于擴張球囊20 ；位于前端側的前端安裝部22 ;以及位于后端側的后端安裝部23。前端安裝部22固定連接在后述內軸50的伸出部52的前端部分(包含接頭60)上。后端安裝部23固定連接在外軸30的前端部分的外周面上。外軸30是構成擴張管腔36的管狀構件，且擴張管腔36供給用于擴張球囊20的流體。外軸30從遠端側依次包括前端外軸部31、接合部33、中間外軸部35和后端外軸部37。前端外軸部31和中間外軸部35為樹脂制的管。接合部33是前端外軸部31、中間外軸部35和內軸50通過熔接而接合的部分。構成前端外軸部31和中間外軸部35的樹脂例如采用聚酰胺、聚酰胺彈性體、聚烯烴、聚酯和聚酯彈性體等。球囊20的后端安裝部23固定連接在前端外軸部31的前端部的外周上。前端外軸部31用于收納內軸50。在前端外軸部31和內軸50之間形成前端擴張管腔36a，所述前端擴張管腔36a構成擴張管腔36的前端部分。前端外軸部31的外徑設定為與接合部33的外徑大致相等，設定在約O. 85mm O. 95mm的范圍，本實施方式中約為O. 90mm。前端外軸部31的內徑設定在約O. 69mm O. 80mm的范圍，本實施方式中約為O. 75mm。接合部33將前端外軸部31和中間外軸部35接合，并且將內軸50的后端安裝在外軸30上以形成后端側導線出入口 59。由于這些構件通過熔接而接合，所以接合部33的材料成為構成這些構件的樹脂溶解并混合的狀態(tài)。此外，后述的芯線90在接合部33上通過熔接與外軸30及內軸50接合。接合部33的軸向長度設定在約3. Omm 7. Omm的范圍,本實施方式中約為5. 0mm。如圖3所示，接合部33包括通孔36b和芯線固定部38。通孔36b是斷面為大致圓形的貫穿接合部33的孔。S卩，通孔36b的前端側的開口與前端擴張管腔36a連通，且通孔36b的后端側的開口與中間外軸部35的中間擴張管腔36c連通。芯線固定部38中插通有后述的芯線90，且利用構成接合部33的樹脂，將芯線90固定在外軸30和內軸50上。在熔接前端外軸部31、中間外軸部35以及內軸50時，同時形成通孔36b和芯線固定部38。S卩，把芯線90和用于形成通孔36b的芯材插入前端外軸部31和中間外軸部35之間后，熔接前端外軸部31、中間外軸部35以及內軸50。由此，以固定連接芯線90的狀態(tài)形成接合部33。此外，通過拔出通孔36b用的芯材，在接合部33上形成通孔36b。通孔36b的直徑D設定成約O. 20mm O. 30mm,本實施例中約為O. 25mm。中間外軸部35為管狀的樹脂管。中間外軸部35具有中間擴張管腔36c。中間擴張管腔36c與接合部33的通孔36b連通，并構成擴張管腔36的一部分。中間擴張管腔36c在前端部具有與通孔36b連接的前端細的錐狀管路，且所述前端部以外的部分為外徑一定的管路。中間外軸部35的軸向長度設定在約150. Omm 200. Omm的范圍,本實施方式中約為160. 0mm。中間外軸部35的外徑一定部分的外徑設定成約O. 80mm O. 90mm,本實施方式中約為O. 85mm。此外,所述部分的中間外軸部35的內徑設定在約O. 65mm O. 80mm的范圍，本實施方式中約為O. 75mm。
后端外軸部37是被稱作海波管的金屬制管狀構件。后端外軸部37的前端部插入中間外軸部35的后端部并與中間外軸部35的后端部固定連接。后端外軸部37的內部形成的后端擴張管腔36d與上述前端擴張管腔36a、通孔36b以及中間擴張管腔36c共同構成擴張管腔36。后端外軸部37的后端安裝有連接器80。當從連接器80上安裝的未圖示的加壓器(indeflator)供給用于擴張球囊20的造影劑和生理鹽水等液體時,液體通過擴張管腔36,從而擴張球囊20。后端外軸部37的外徑設定在約O. 60mm O. 65mm的范圍，本實施方式中約為0.64mm。內徑設定在約O. 40mm O. 50mm的范圍,本實施方式中約為O. 48mm。后端外軸部37的材料沒有特別限定，本實施方式中使用不銹鋼。除了上述材料以外，還可以使用Ni-Ti合金類的超彈性合金等。芯線90安裝在后端外軸部37的前端部的內周面上。芯線90的斷面為圓形，并且是朝向前端直徑縮小的錐狀金屬制的線材。在本實施方式中，芯線90的直徑朝向遠端方向逐漸從約O. 40mm減小到約O. 10mm。芯線90的材料沒有特別限定，本實施方式中使用不銹鋼(SUS304)。除了上述材料以外，還可以使用Ni-Ti合金類的超彈性合金和鋼琴線等。芯線90的后端通過釬焊或激光熔接等固定連接在后端外軸部37的前端部分的內壁上。芯線90通過中間外軸部35和接合部33，并延伸到前端外軸部31的前端部。芯線90的由接合部33固定部分的前端側成為自由端，并對球囊導管10施加軸向的剛性變化。芯線90的被芯線固定部38固定部分的前端側的軸向長度優(yōu)選在約5. Omm 150. Omm的范圍，本實施方式中設定成約為130. 0mm。利用接合部33的芯線固定部38，芯線90被固定在前端外軸部31和內軸50上。因此，當芯線90上作用有推入力和轉動力時，芯線固定部38借助接合部33，把推入力和轉動力傳遞到前端外軸部31和內軸50。另外，推入力是指為了使球囊導管10進入體內，醫(yī)生等手術者從后端側朝向前端側沿軸向推壓球囊導管的力。此外，轉動力是指手術者使球囊導管10的后端外軸部37繞軸線轉動規(guī)定角度時的力。此時，后端外軸部37不必轉動一周(360° )以上，也包含不足360。的轉動。內軸50是以大體同軸狀收納在前端外軸部31內的管狀構件。在前端外軸部31的內周面和內軸50的外周面之間，形成有前端擴張管腔36a，且所述前端擴張管腔36a構成擴張管腔36的前端部分。通過將內軸50的后端熔接在外軸30的接合部33上，形成了后端側導線出入口59。內軸50的外徑設定在約O. 50mm O. 60mm的范圍,本實施方式中約為O. 53mm。內徑設定在約O. 36mm O. 45mm的范圍，本實施方式中約為O. 41mm。如圖4 圖6所示，內軸50在半徑方向上從內側起依次包括內層54、作為加強件的編織件56以及外層58。內層54為樹脂制的管狀構件，且內部具有導線管腔51，所述導線管腔51用于插入 導線。形成內層54的樹脂材料沒有特別限定，本實施方式中使用PTFE (聚四氟乙烯)。內層54的表面配置有作為加強件的編織件56。如圖6所示，編織件56由多條單線56a編織成網(wǎng)眼狀(網(wǎng)格狀)。本實施方式中，雙向各8條單線56a每兩條交替、共計16條(8條X8條)編織而成。圖6所示的I條單線纏繞內層54表面一周的一個節(jié)距P優(yōu)選在約I. Omm I. 5mm的范圍，本實施方式中設定成約為I. 3mm。另外，編織件的單線組合不限于這種8條X8條，例如不僅可以是4條X4條、2條X2條等對稱組合，也可以采用4條X8條、2條X4條等非對稱組合。單線56a的斷面形狀為圓形，雙向纏繞的單線56a的直徑相同。本實施方式中單線56a的直徑約為O. 023mm。如上所述，盡管本實施方式中雙向纏繞的單線的直徑相同，但是也可以使用直徑不同的單線。此外，單線的斷面形狀也不限于圓形，還可以使用大體長方形或橢圓形等單線。單線56a的材料沒有特別限定，可以使用金屬。本實施方式中使用作為射線不能透射性金屬的鎢。此外，可以是不銹鋼等金屬，也可以采用樹脂制的單線。編織件56的表面被樹脂構成的外層58覆蓋。形成外層58的樹脂材料也沒有特別限定，可以使用聚酰胺、聚酰胺彈性體、聚酯、聚氨酯等。本實施方式中使用聚酰胺彈性體。內軸50的前端部具有從前端外軸部31的前端伸出的伸出部52。在內軸50的伸出部52的、位于球囊20的擴張部21內部的部分上，安裝有一對隔開規(guī)定距離的射線不能透射性的標記70。內軸50的伸出部52的前端安裝有接頭60。接頭60由柔軟的樹脂形成，其外形為朝向前端外徑逐漸減小的錐狀。形成接頭60的樹脂沒有特別限定，可以由聚氨酯、聚氨酯彈性體等構成。本實施方式中使用聚氨酯。接頭60是構成導線管腔51的前端部分的筒狀構件，且接頭60的前端上具有前端側導線出入口 69。由于接頭60通過熔接被安裝在內軸50的前端上，因此在內軸50和接頭60的邊界上形成有接頭安裝部61。接頭安裝部61的軸向長度LI設定為從內軸50的前端向后端側長約I. 0mm。通過將構成接頭60后端部的樹脂覆蓋并熔接在內軸50的伸出部52的前端上，接頭安裝部61將接頭60和內軸50接合在一起。因此，在構成上述外層58的樹脂與構成接頭60的樹脂混合的狀態(tài)下，接頭安裝部61覆蓋內層54上設置的編織件56。所以，接頭安裝部61的外徑與內軸50的外徑大致相同，接頭安裝部61的內徑dl與上述內軸50的內徑相同(約O. 41mm)。本實施方式中接頭60的軸向長度L2設定為約2. 0mm。接頭60不包含編織件56，僅由上述樹脂形成。接頭60的外徑為朝向前端從接頭安裝部61的外徑(內軸50前端的外徑)逐漸減小。此外，在將內軸50前端的厚度、即接頭安裝部61的厚度設為Tl時，接頭60后端的厚度為朝向內側僅厚出tl，由此，接頭60的內徑d2小于接頭安裝部61的內徑dl。本實施方式中接頭60的內徑d2約為O. 38mm。以上述方式減小接頭60的內徑d2的理由是，為了緩和從接頭安裝部61過渡到接頭60的部分上因沒有編織件56而產(chǎn)生的急劇剛性變化，從而盡可能加大接頭60的厚度。此外，由于考慮到插入內軸50的導線的直徑為O. 35mm左右，所以盡可能縮小所述導線和內徑d2之間的間隙。具體將所述間隙設定成約為導線直徑的5 10%。通過以上述方式縮 小導線與接頭60的內徑之間的間隙，當球囊導管10通過彎曲的血管、狹窄部以及支架的支柱之間等時，接頭60沿導線柔軟彎曲，接頭60的前端與導線之間不易產(chǎn)生臺階，從而能夠提高球囊導管10的通過性。球囊20的前端安裝部22通過熔接固定連接在從內軸50的伸出部52的前端到接頭60的后端部的范圍上。由于所述前端安裝部22也會提高接頭安裝部61的剛性，所以能成為接頭安裝部61與接頭60的邊界上產(chǎn)生剛性差的原因。因此，熔接前端安裝部22時，不僅需要將前端安裝部22安裝到接頭安裝部61上，并且使熔化的前端安裝部22的樹脂的一部分流到接頭60側，從而由接頭安裝部61側向接頭60側呈錐狀平緩地固定連接，以便不產(chǎn)生急劇剛性變化?；谝陨系慕Y構，說明將本實施方式的球囊導管10應用于擴張心臟冠狀動脈的狹窄部的手術。在具有作為治療對象的狹窄部的心臟冠狀動脈中，預先插入未圖示的導線，然后沿該導線將球囊導管10插入體內。導線的后端從球囊導管10的接頭60的前端側導線出入口 69插入，通過內軸50內的導線管腔51后，從后端側導線出入口 59伸出。當球囊導管10沿導線在血管內前進時，醫(yī)生等手術者從近端側沿軸向推壓球囊導管10，且所述推入力從作為金屬管的后端外軸部37依次經(jīng)由樹脂制的中間外軸部35、接合部33以及前端外軸部31傳遞至遠端側。同時，推入力從后端外軸部37傳遞到后端外軸部37所安裝的芯線90上。此時，由于芯線90通過接合部33的芯線固定部38與內軸50和前端外軸部31接合，所以來自芯線90的推入力也傳遞到內軸50和前端外軸部31上。即，不僅從后端推壓外軸30，還通過芯線90從作為中間部位的接合部33直接推壓外軸30。因此，推入力能有效地向外軸30的前端傳遞。同樣，由于芯線90推壓安裝有內軸50后端的接合部33，所以從近端側施加的推入力也傳遞到內軸50上。此外，通過在內軸50上設置編織件56，可以提高推入力的傳遞性。而且，在內軸50的前端與接頭60的連接部分上，對應于不存在編織件56，使內徑從dl減小到d2，從而防止了產(chǎn)生急劇的剛性變化。因此，防止了推入力的傳遞在內軸50的前端與接頭60的邊界上受到阻礙。所以，推入力不僅傳遞到外軸30，也能傳遞到內軸50，而且，推入力可以從內軸50有效傳遞到球囊導管10前端的接頭60。當球囊導管10通過彎曲的血管、狹窄部以及支架的支柱之間等時，接頭60等球囊導管10前端部分有時會卡在血管的內壁或支架的支柱等上，從而阻礙通過。這時，如果手術者轉動后端外軸部37，則與后端外軸部37接合的前端外軸部31隨之轉動。此外，與推入力的情況同樣，后端外軸部37的轉動從后端外軸部37傳遞到芯線90，并借助接合部33的芯線固定部38向內軸50傳遞。由于內軸50上設置有編織件56，因此提高了轉動力的傳遞性。而且，在內軸50 的前端與接頭60的連接部分上，對應于不存在編織件56，使內徑從dl減小到d2，從而防止了發(fā)生急劇的剛性變化。因此，轉動力的傳遞不會在內軸50的前端和接頭60的邊界上受到阻礙，而是傳遞到接頭60的前端。因此，即使接頭60等球囊導管10前端部分卡在血管的內壁或支架的支柱等上，使球囊導管10的動作受阻，也可以通過轉動接頭60，來解決所述問題。此外，將接頭60的內徑d2、即前端側導線出入口 69的直徑設定為小于接頭安裝部61的內徑dl，以盡可能將其內徑d2縮小至接近通過其內部的導線的外徑。因此，球囊導管10沿導線通過彎曲的血管、狹窄部和支架的支柱之間等時，接頭60的前端沿導線柔軟彎曲。此外，由于盡可能減小了導線的外表面和接頭60的前端之間的臺階，所以球囊導管10能順利通過彎曲的血管、狹窄部以及支架的支柱之間等。這樣，在射線透視狀態(tài)下，手術者利用標記70使球囊導管10在血管內前進，并將球囊20定位在作為目標部位的狹窄部上。然后，從連接器80上連接的未圖示的加壓器供給造影劑和生理鹽水等擴張用的液體。擴張用的液體流入外軸30的后端擴張管腔36d，并通過中間擴張管腔36c和接合部33的通孔36b后，從前端外軸部31的前端流出，從而擴張球囊20。在通過擴張球囊20來擴張狹窄部的手術結束后，手術者利用加壓器將擴張用的液體從球囊20排出。此后，將球囊導管10拔出到體外，結束手術。如上所述，本實施方式的球囊導管10不僅將手術者施加的推入力和轉動力從外軸30的近端側依次傳遞到遠端側，還可以利用芯線90，通過接合部33從外軸30的中途傳遞推入力和轉動力。此外，通過使內軸50的后端與接合部33接合，能夠利用芯線90將推入力和轉動力傳遞到內軸50。并且，由于內軸50上設置有編織件56，且減小了內軸50的前端上安裝的接頭60的內徑，以緩和接頭60與內軸50之間的剛性差，所以推入力和轉動力能有效傳遞到接頭60的前端。而且，由于接頭60的內徑d2的尺寸被盡可能縮小，以便接近插入接頭60內部的導線的外徑，所以當通過彎曲的血管和支架的支柱之間等時，可以防止接頭60的前端接觸并卡在血管的內壁和支架的支柱上。上述實施方式中，從不具有內軸50的編織件56的接頭安裝部61前端開始，接頭60的壁厚增加，且內徑從dl減小到d2。這種結構如上所述，有利于緩和因沒有編織件56而產(chǎn)生的剛性變化。但是，也可以根據(jù)構成接頭60的樹脂的硬度等，設置為如圖7所示接頭160的結構僅僅在從接頭安裝部61的前端朝向軸向前端側的距離L3上維持與內軸50相同的內徑dl，其余部分的內徑減小到d2。此時如圖7所示，在距離L3的范圍上，由于接頭160的外徑朝向前端減小，所以接頭160的最大厚度僅比圖4所示的沒有L3部分的接頭60小dt。但是，由于設定為厚度的增大部分tl大于減小部分dt，因此所述減小部分dt對上述本實施方式的效果影響非常小(圖7中dt作了夸張表示)。此外，在上述實施方式中，通過縮小接頭60的內徑d2，增加了接頭60的壁厚，并降低了存在編織件56的接頭安裝部61與不存在編織件56的接頭60之間的剛性差。但是，也可以如圖8所示的接頭260那樣，通過加大外徑，將接頭260的厚度僅增加t2，降低存在編織件56的接頭安裝部61與不存在編織件56的接頭260之間的剛性差。這時，盡管不能縮小與接頭260內插入的導線之間的間隙，但是在將推入力和轉動力傳遞到接頭260的前端方面，與上述實施方式效果相同。上述實施方式中，通過在外軸30的側方設置后端側導線出入口 59，以縮短導線管腔51而構成所謂快速更換型的球囊導管，也可以將內軸50 —直配置到球囊導管10的后 端，以構成所謂整體更換型的球囊導管。在整體更換型的情況下，由于內軸一直到達外軸的后端，推入力和轉動力容易傳遞，所以也可以省略芯線。此外，上述實施方式中表示了球囊導管的情況，本發(fā)明也可以應用在球囊導管以外的導管上。例如，圖9例示了在具有與上述實施方式的內軸50相同結構的軸350的前端上，具備與上述接頭60相同的接頭360的微型導管300。另外，圖7、圖8、圖9所示實施方式中，對與圖I 6所示實施方式實質相同的結構使用相同的附圖標記進行表示。上述實施方式中使用了編織件56作為加強件，也可以使用I條單線纏繞成的線圈構件或多條單線絞合而成的絞線線圈作為加強件。但在推入力和轉動力傳遞方面，與I條單線組成的線圈構件相比，使用編織件和絞線線圈的效果更好。上述實施方式說明了將導管應用于心臟血管的治療，但本發(fā)明的導管也可以應用于擴張下肢血管和透析用分流通管的手術等各種手術。
權利要求
1.一種導管，其特征在于包括 軸，在管狀內層的外周上配置有加強件，且由外層覆蓋所述加強件；以及接頭，安裝在所述軸的前端上，由樹脂制的筒狀構件構成，且所述接頭具有厚度大于所述軸的前端的部分，并且所述接頭的外徑朝向前端縮小。
2.根據(jù)權利要求I所述的導管，其特征在于，所述接頭通過具有比所述軸的內徑小的內徑，構成厚度大于所述軸的前端的部分。
3.根據(jù)權利要求I所述的導管，其特征在于，厚度大于所述軸的前端的部分位于所述接頭的后端。
4.根據(jù)權利要求I至3中任意一項所述的導管，其特征在于還包括 球囊；以及 外軸，由與所述球囊的至少一部分接合的管狀構件構成，并且所述軸插入到所述外軸的內部。
全文摘要
本發(fā)明提供一種導管，通過在軸內填充加強件來提高轉矩傳遞性，并且能夠防止導管的前端卡在狹窄部或支架的支柱上而被掛住。該導管(10)包括內軸(50)，在管狀內層(54)上配置有編織件(56)，且所述編織件(56)被樹脂構成的外層(58)覆蓋；以及接頭(60)，由安裝在內軸(50)前端的筒狀構件構成，且具有厚度大于內軸(50)前端的部分，并且接頭(60)的外徑朝向前端縮小。
文檔編號A61F2/958GK102755688SQ201210021848
公開日2012年10月31日 申請日期2012年1月31日 優(yōu)先權日2011年4月25日
發(fā)明者北川正憲, 桂田武治 申請人:朝日英達科株式會社