球囊导管的制作方法

本发明涉及一种球囊导管。

背景技术：

已知有在对血管狭窄的部位进行扩张的治疗中使用的球囊导管。专利文献1公开了具备导管管体、球囊、固定伞状部以及三根线状构件的球囊导管。导管管体(也有时称为“导管轴”)具有内侧管和外侧管。球囊与外侧管和内侧管接合。球囊在被供给压缩流体的情况下膨胀。固定伞状部能够发生弹性变形，前端侧与内侧管的前端接合。三根线状构件配置于球囊的外周侧。三根线状构件的前端侧与固定伞状部的基端侧接合。三根线状构件的基端侧能够沿着导管管体的延伸方向移动。在三根线状构件的基端侧与设置于外侧管的止动件之间设置有施力弹簧。

与球囊的膨胀相应地，三根线状构件向与内侧管分离的方向移动。在该情况下，三根线状构件的基端侧向球囊侧移动，对施力弹簧进行压缩。另一方面，与球囊的收缩相应地，三根线状构件向与内侧管接近的方向移动。在该情况下，三根线状构件的基端侧受到施力弹簧的作用力，向与球囊相反的一侧移动。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开第2012/029109号

技术实现要素：

在专利文献1所记载的球囊导管中，施力弹簧未与外侧管接合，而以能够滑动的方式设置。在血管内有时还留置有支架等构件。在施力弹簧未与外侧管接合的情况下，施力弹簧有可能在血管内被支架等钩挂而从外侧管脱落。

本发明的目的在于提供具有难以脱落的施力构件的球囊导管。

本发明的球囊导管的特征在于，具备：导管轴，其从基端向前端延伸；球囊，其与所述导管轴连接，具有能够膨胀的膨胀区域；线状构件，其具有位于比所述膨胀区域靠所述前端侧的位置的前端部和位于比所述膨胀区域靠所述基端侧的位置的基端部，所述前端部和所述基端部中的至少一方能够沿着所述导管轴的延伸方向移动；以及施力构件，其能够对所述前端部和所述基端部中的能够沿所述延伸方向移动的移动部向远离所述球囊的所述膨胀区域的方向施力，且所述施力构件的一部分与所述导管轴接合。

在球囊导管中，在球囊膨胀的情况下，线状构件向外侧移动。因此，在球囊配置于血管狭窄的部位的状态下球囊膨胀时，球囊导管能够使线状构件作用于血管狭窄的部位。线状构件的前端部及基端部中的能够沿延伸方向移动的移动部与球囊的膨胀相应地向球囊侧移动。因此，在球囊导管中，能够抑制球囊的膨胀被线状构件阻碍。

施力构件向远离球囊的膨胀区域的方向对移动部施力。因此，在球囊从膨胀的状态返回到收缩的状态的情况下，线状构件的移动部与从施力构件受到的作用力相应地，向远离球囊的膨胀区域的方向移动。在该情况下，在球囊收缩的状态下线状构件的挠曲得到抑制。因此，在球囊导管中，能够抑制与线状构件的挠曲相应地通过性(crossability)降低的情况。

进而，施力构件的一部分与导管轴接合。因此，例如即使在施力构件钩挂于留置在血管内的支架等的情况下，也能够防止施力构件从导管轴脱落。

在本发明中，所述移动部也可以为所述基端部。在该情况下，在球囊导管中，能够抑制前端侧的外径因施力构件而增大。因此，在球囊导管中，能够使球囊朝向血管狭窄的部位移动时的通过性良好。

在本发明中，所述线状构件也可以在所述前端部与所述导管轴或所述球囊接合。在该情况下，例如，与在线状构件的前端部与导管轴或球囊之间设置能够发生弹性变形的构件的情况相比，能够减小前端侧的外径。因此，在球囊导管中，能够使球囊移动至血管狭窄的部位时的通过性更良好。

在本发明中，所述施力构件也可以配置于比所述移动部靠所述球囊的所述膨胀区域侧的位置。在该情况下，在球囊导管中，能够抑制相对于线状构件的移动部，球囊的与膨胀区域侧相反一侧的部分的外径因施力构件而增大。因此，在球囊导管中，能够使球囊移动至血管狭窄的部位的情况下、以及从血管拔出球囊的情况下的通过性良好。

在本发明中，所述施力构件也可以是卷绕于所述导管轴的一部分的螺旋弹簧。在该情况下，在球囊导管中，能够有效地抑制由施力构件(螺旋弹簧)导致的外径的增大。另外，例如与代替螺旋弹簧而使用筒状的树脂作为施力构件的情况相比，能够减轻由时效老化引起的作用力的降低。

在本发明中，所述螺旋弹簧的线材的端部也可以与所述线材的除了所述端部以外的任意部分接合。在该情况下，在球囊导管中，能够抑制螺旋弹簧的线材的端部钩挂于血管。

在本发明中，所述螺旋弹簧的线材的端部也可以具有带圆弧的形状。在该情况下，在球囊导管中，能够抑制螺旋弹簧的线材的端部钩挂于血管。

在本发明中，还可以具备从外侧覆盖所述螺旋弹簧的覆盖构件。在该情况下，由于在血管内螺旋弹簧与血液接触的情况被覆盖构件限制，因此在球囊导管中，能够抑制血栓附着于螺旋弹簧。

在本发明中，所述施力构件的一部分也可以通过粘接剂与所述导管轴接合。在该情况下，能够容易地制作施力构件的一部分与导管轴接合的球囊导管。

附图说明

图1是球囊导管10的侧视图。

图2是收缩状态下的球囊3及线状构件4的侧视图。

图3是图2的A—A线处的向视方向剖视图。

图4是收缩状态下的球囊3及线状构件4的剖视图。

图5是膨胀状态下的球囊3及线状构件4的侧视图。

图6是图5的B—B线处的向视方向剖视图。

图7是膨胀状态下的球囊3及线状构件4的剖视图。

图8是球囊3放大的状态下的第一装配构件21A附近的放大侧视图。

图9是球囊3收缩的状态下的第一装配构件21A附近的放大侧视图。

图10是将第一施力构件5的线材5A的端部5B放大后的图。

图11是在变形例中将第一施力构件5的线材5A的端部5B放大后的图。

具体实施方式

参照附图对本发明的实施方式进行说明。如图1所示，球囊导管10具有导管轴2、球囊3以及线状构件4A、4B、4C(参照图3等。以下总称为“线状构件4”。)。球囊3与导管轴2的一侧的端部连接。线状构件4配置于膨胀状态的球囊3的外侧。球囊导管10在衬套6与导管轴2的另一侧的端部连接的状态下进行使用。衬套6能够经由导管轴2向球囊3供给压缩流体。以下，将导管轴2的两端中的一侧的端称为“前端”。将导管轴2的两端中的另一侧的端称为“基端”。将沿着导管轴2延伸的方向称为“延伸方向”。在与延伸方向正交的方向上，将接近导管轴2的剖面中心的一侧称为“内侧”，将远离导管轴2的剖面中心的一侧称为“外侧”。

<导管轴2>

如图4、图7所示，导管轴2具有外侧管21和内侧管22。外侧管21和内侧管22分别是具有挠性的管状的构件。外侧管21具有由内侧的面即内表面212包围的空间(以下称为“内腔213”。)。内侧管22具有由内侧的面(以下称为“内表面222”。)包围的空间(以下称为“内腔223”。)。外侧管21和内侧管22由聚酰胺系树脂形成。外侧管21的内径大于内侧管22的外径。

内侧管22除了前端侧的规定部分以外配置于外侧管21的内腔213内。内侧管22的前端侧的规定部分从外侧管21的前端侧的端部(以下称为“前端211”。)朝向前端侧突出。因此，内侧管22的前端侧的端部(以下，称为“前端221”。)配置于比外侧管21的前端211靠前端侧的位置。以下，将内侧管22的前端侧的规定部分称为“突出部分225”。在内侧管22的突出部分225装配有放射线非透射标记(以下简称为“标记”。)22A、22B。标记22A、22B由铂与铱的合金形成。标记22A、22B通过将由上述材料形成的圆筒构件与内侧管22的突出部分225铆接而固定于内侧管22的外周面(以下称为“外表面224”。)。标记22A、22B在延伸方向上具有规定长度。标记22A、22B不使放射线透过。标记22A配置于比标记22B靠前端侧的位置。标记22A、22B在延伸方向上分开。

如图2、图4、图5、图7所示，在外侧管21的外周面(以下称为“外表面214”。)中的、比前端211靠基端侧的部分装配有第一装配构件21A。第一装配构件21A具有圆筒状。第一装配构件21A能够沿着延伸方向移动。第一装配构件21A的内径大于外侧管21的外径。使用聚酰胺树脂等热塑性树脂作为第一装配构件21A的材料。

如图4、图7所示，从衬套6(参照图1)供给的压缩流体在外侧管21的内表面212与内侧管22的外表面224之间的空间通流。球囊3与压缩流体的供给相应地膨胀(参照图5～图7)。未图示的导丝穿过内侧管22的内腔223。

<球囊3>

如图2至图4所示，球囊3在未被供给压缩流体的状态下向内侧收缩。另一方面，如图5至图7所示，球囊3在被供给了压缩流体的状态下向外侧膨胀。球囊3由聚酰胺系树脂形成。如图2、图4、图5、图7所示，球囊3具有基端侧支管部31、基端侧锥形区域32、膨胀区域33、前端侧锥形区域34及前端侧支管部35。基端侧支管部31、基端侧锥形区域32、膨胀区域33、前端侧锥形区域34及前端侧支管部35对应于沿着延伸方向将球囊3分割为五部分的各个部分。膨胀区域33的延伸方向的长度比基端侧支管部31、基端侧锥形区域32、前端侧锥形区域34及前端侧支管部35各自的延伸方向的长度长。

如图4、图7所示，基端侧支管部31通过热熔敷与外侧管21的外表面214中的、比前端211靠基端侧且比供第一装配构件21A装配的部分靠前端侧的部分连接。基端侧锥形区域32在前端侧与基端侧支管部31邻接。膨胀区域33在前端侧与基端侧锥形区域32邻接。前端侧锥形区域34在前端侧与膨胀区域33邻接。前端侧支管部35在前端侧与前端侧锥形区域34邻接。前端侧支管部35通过热熔敷与内侧管22的突出部分225的外表面224中的、比前端221靠基端侧的部分连接。基端侧支管部31、基端侧锥形区域32、膨胀区域33、前端侧锥形区域34及前端侧支管部35从基端侧朝向前端侧依次排列。基端侧锥形区域32、膨胀区域33、前端侧锥形区域34及前端侧支管部35从外侧覆盖内侧管22的突出部分225。

如图2至图4所示，球囊3是三片叶片式的球囊。球囊3在收缩的状态下形成三片叶片。如图3所示，球囊3在收缩的状态下以形成叶片3A、3B、3C的方式被折叠。叶片3A、3B、3C分别卷绕在内侧管22的突出部分225的周围。在该状态下，叶片3A从外侧覆盖后述的线状构件4A。叶片3B从外侧覆盖后述的线状构件4B。叶片3C从外侧覆盖后述的线状构件4C。叶片3A、3B、3C也被称为“瓣”、“翼”。

参照图5至图7对膨胀后的状态的球囊3进行说明。如图6所示，球囊3的剖面形状为圆形。如图5、图7所示，基端侧锥形区域32具有锥形状。基端侧锥形区域32的直径从基端侧朝向前端侧连续且呈直线地变大。膨胀区域33在延伸方向的整个区域内为相同的直径。前端侧锥形区域34具有锥形状。前端侧锥形区域34的直径从基端侧朝向前端侧连续且呈直线地变小。也就是说，球囊3的剖面的直径在基端侧锥形区域32、膨胀区域33及前端侧锥形区域34之间阶段性地变化。膨胀区域33的外形在球囊3中为最大。

如图7所示，膨胀区域33的前端侧的边界、换言之膨胀区域33与前端侧锥形区域34的边界的位置在延伸方向上与标记22A的前端侧的端部的位置P11一致。膨胀区域33的基端侧的边界、换言之膨胀区域33与基端侧锥形区域32的边界的位置在延伸方向上与标记22B的基端侧的端部的位置P21一致。

<线状构件4>

参照图4至图9对线状构件4进行说明。线状构件4是单丝状的弹性体。线状构件4相对于弯曲变形而具有复原力。线状构件4由聚酰胺系树脂形成。线状构件4具有三角形状的剖面。剖面是指与线状构件4的延伸方向垂直的面。线状构件4A、4B、4C为相同的形状。线状构件4沿着延伸方向延伸。

如图4、图5、图7所示，线状构件4的前端侧的端部(以下称为“前端部41”。)通过热熔敷与比球囊3的膨胀区域33靠前端侧的位置、更详细而言球囊3的前端侧支管部35的外周面连接。线状构件4A、4B、4C各自的前端部41与将球囊3的前端侧支管部35的外周面沿着周向三等分后的各个位置连接。

线状构件4的基端侧的端部(以下称为“基端部42”。)通过热熔敷与比球囊3的膨胀区域33靠基端侧的位置、更详细而言第一装配构件21A的外周面连接。线状构件4A、4B、4C各自的基端部42与将第一装配构件21A的外周面沿着周向三等分后的各个位置连接。线状构件4的基端部42能够随着第一装配构件21A沿着外侧管21的外表面214在延伸方向上移动而在延伸方向上移动。需要说明的是，线状构件4在除了前端部41及基端部42以外的部分处不与球囊3连接。在本实施方式中，基端部42相当于本发明的“移动部”。

线状构件4以跨越球囊3的膨胀区域33的方式遍及前端部41与基端部42而配置。如图6所示，在球囊3膨胀的状态下，线状构件4A、4B、4C在将球囊3的膨胀区域33的外周面沿周向大致三等分后的各个位置处沿着延伸方向呈直线状地延伸。

<第一施力构件5>

如图2、图4、图5、图7所示，球囊导管10具备第一施力构件5。第一施力构件5配置于比第一装配构件21A靠前端侧的位置。换言之，第一施力构件5相对于与第一装配构件21A连接的线状构件4的基端部42而配置于球囊3的膨胀区域33侧。第一施力构件5是卷绕在导管轴2的外侧管21上的压缩螺旋弹簧。使用SUS(不锈钢)制的螺旋弹簧作为第一施力构件5。第一施力构件5的内径与外侧管21的外径大致相同。第一施力构件5的前端侧的一部分、更详细而言将第一施力构件5在延伸方向上三等分后的各部分中的位于最前端侧的部分通过粘接剂与外侧管21的外表面214接合。使用具有紫外固化性的公知的医疗用粘接剂作为粘接剂。在该情况下，第一施力构件5的前端侧的一部分不能相对于导管轴2在延伸方向上移动。另一方面，第一施力构件5的基端侧的部分、更详细而言第一施力构件5中的未通过粘接剂接合的部分能够相对于导管轴2在延伸方向上移动。因此，第一施力构件5能够在未通过粘接剂接合的部分处发生弹性变形。

如图8、图9所示，第一施力构件5的基端侧的端部能够相对于第一装配构件21A的前端侧的端部接近分离。第一施力构件5在朝向基端侧的方向上对第一装配构件21A施力。因此，与第一装配构件21A连接的线状构件4的基端部42被第一施力构件5向远离球囊3的膨胀区域33的方向施力。

第一施力构件5由覆盖构件50从外侧覆盖。覆盖构件50是树脂制的筒状构件。覆盖构件50从外侧与第一施力构件5紧贴。因此，第一施力构件5整体不会露出。如图10所示，第一施力构件5的线材5A的端部5B的前端侧及基端侧都焊接于相邻的线材5A的一部分。由此，线材5A的端部5B的角成为不带棱角而带有圆弧的形状。

<伴随球囊3的膨胀/收缩的线状构件4的动作>

对与从衬套6供给压缩流体相应地球囊3膨胀时的线状构件4的状态进行说明。随着球囊3的膨胀，线状构件4从球囊3受到朝向外侧的方向的力。线状构件4要向外侧移动(参照图7)。线状构件4的前端部41与球囊3的前端侧支管部35连接。因此，在线状构件4的基端部42作用有接近球囊3的膨胀区域33的方向(朝向前端侧的方向)的力。通过该力，如图8所示，与线状构件4的基端部42连接的第一装配构件21A沿着延伸方向向前端侧移动。因此，线状构件4的中央部分向外侧移动，线状构件4的基端部42向前端侧移动。线状构件4的中央部分是线状构件4中的基端部42与前端部41之间的部分。需要说明的是，在第一装配构件21A的前端侧配置有第一施力构件5。第一施力构件5向朝向远离球囊3的膨胀区域33的一侧的方向(朝向基端侧的方向)对第一装配构件21A施力。具体而言，在球囊3完全收缩的状态下，第一施力构件5朝向基端侧对第一装配构件21A施力。因此，在球囊3膨胀时，第一装配构件21A克服第一施力构件5的朝向基端侧的方向的作用力而向前端侧移动。

对与从膨胀状态的球囊3排出压缩流体相应地球囊3收缩时的线状构件4的状态进行说明。在球囊3收缩的情况下，作用于线状构件4的朝向外侧的方向的力减弱。此时，如图9所示，与线状构件4的基端部42连接的第一装配构件21A通过从第一施力构件5受到的朝向基端侧的作用力而向基端侧移动。因此，线状构件4接近内侧管22的突出部分225。第一装配构件21A与第一施力构件5的作用力相应地向基端侧移动，从而抑制了线状构件4的挠曲。线状构件4A被叶片3A从外侧覆盖。线状构件4B被叶片3B从外侧覆盖。线状构件4C被叶片3C从外侧覆盖(参照图3)。

<实施方式的主要作用、效果>

在球囊3的膨胀区域33膨胀的情况下，线状构件4向外侧移动。因此，在球囊导管10中，在球囊3配置于血管狭窄的部位的状态下，当膨胀区域33膨胀时，能够使线状构件4作用于血管狭窄的部位。线状构件4的基端部42与能够沿着延伸方向移动的第一装配构件21A连接。线状构件4的基端部42与球囊3的膨胀相应地向球囊3侧移动。因此，在球囊导管10中，能够抑制球囊3的膨胀被线状构件4阻碍。

第一施力构件5向远离球囊3的膨胀区域33的方向对第一装配构件21A施力。因此，在球囊3从膨胀的状态返回到收缩的状态的情况下，与第一装配构件21A连接的线状构件4的基端部42与从第一施力构件5受到的作用力相应地，沿着延伸方向向远离球囊3的膨胀区域33的方向移动。在该情况下，在球囊3收缩的状态下抑制了线状构件4的挠曲。因此，在球囊导管10中，能够抑制在球囊3收缩的状态下与线状构件4的挠曲对应地导致通过性(crossability)降低的情况。通过第一施力构件5对第一装配构件21A朝向基端侧施力，从而线状构件4中的与第一装配构件21A连接的基端部42沿着延伸方向向基端侧移动。线状构件4的中央部分以接近导管轴2的方式移动。随之，线状构件4将球囊3朝向导管轴2按压。即，在球囊3收缩的情况下，线状构件4与第一施力构件5协作来辅助球囊3收缩。因此，球囊导管10与未设置第一施力构件5的形态相比，能够使球囊3更小地收缩。

第一施力构件5的前端侧的一部分与导管轴2中的外侧管21的外表面214接合。例如，在通过设置于导管轴2中的外侧管21的外表面214的止动件而将第一施力构件5保持于导管轴2的情况下，球囊导管10的刚性在止动件的部分比其他部分大。在球囊导管10中，延伸方向的刚性变化越大，越容易产生扭曲、扭转等(弯折)。与此相对，在球囊导管10中，第一施力构件5与导管轴2直接接合。因此，在球囊导管10中，能够减小延伸方向的刚性变化的程度。因此，在球囊导管10中，能够抑制基于延伸方向的刚性变化导致的弯折的产生。第一施力构件5的一部分与外侧管21的外表面214接合，因此即使在第一施力构件5被配置于血管内的支架等钩挂的情况下，也能够防止第一施力构件5在血管内从导管轴2脱落。

线状构件4的基端部42所连接的第一装配构件21A相对于球囊3的膨胀区域33而设置于基端侧。在该情况下，在球囊导管10中，能够抑制前端侧的外径因第一装配构件21A而增大。因此，在球囊导管10中，能够使球囊3朝向血管狭窄的部位移动时的通过性良好。

线状构件4的前端部41与球囊3的前端侧支管部35的外周面连接。换言之，线状构件4的前端部41经由球囊3的前端侧支管部35与导管轴2连接。与此相对，有时在线状构件4的前端部41与导管轴2之间夹设能够弹性变形的构件，以便在球囊3膨胀或收缩时使线状构件4容易移动。在该情况下，球囊导管10的前端侧的外径变大，有可能使通过性降低。与此相对，在球囊导管10中，线状构件4的前端部41经由球囊3与导管轴2直接连接。因此，在球囊导管10中，能够减小前端侧的外径。因此，在球囊导管10中，能够使球囊3移动至血管狭窄的部位时的通过性更良好。

第一施力构件5设置于比第一装配构件21A靠前端侧的位置、换言之相对于与第一装配构件21A连接的线状构件4的基端部42而设置于球囊3的膨胀区域33侧。在该情况下，在球囊导管10中，能够抑制比第一装配构件21A靠基端侧、换言之相对于线状构件4的基端部42而球囊3的与膨胀区域33侧相反的一侧的部分的外径因第一施力构件5而增大。因此，在球囊导管10中，能够使球囊移动至血管狭窄的部位的情况下、以及从血管拔出球囊的情况下的通过性良好。

第一施力构件5是卷绕于导管轴2的外侧管21的一部分的压缩螺旋弹簧。在该情况下，在球囊导管10中，能够将因设置第一施力构件5而导致的外径的增加抑制为最小限度。另外，例如与代替螺旋弹簧而使用筒状的树脂作为第一施力构件5的情况相比，能够减轻由时效老化引起的作用力的降低。

第一施力构件5的线材5A的端部5B焊接于相邻的线材5A的一部分。因此，线材5A的端部5B的角成为不带棱角而带有圆弧的形状。在该情况下，在球囊导管10中，能够抑制线材5A的端部5B钩挂于血管。

第一施力构件5通过覆盖构件50从外侧覆盖。在该情况下，在血管内第一施力构件5与血液接触的情况被覆盖构件50限制。因此，在球囊导管10中，能够抑制血栓附着于第一施力构件5。

第一施力构件5的前端侧的一部分通过粘接剂与外侧管21的外表面214接合。在该情况下，能够容易制作第一施力构件5的一部分与导管轴2接合的球囊导管10。

<变形例>

本发明并不限定于上述实施方式，能够进行各种变形。在上述实施方式中，膨胀区域33的前端侧的边界的位置在延伸方向上与标记22A的前端侧的端部的位置P11一致。膨胀区域33的基端侧的边界的位置在延伸方向上与标记22B的基端侧的端部的位置P21一致。膨胀区域33的前端侧的边界的位置和标记22A的前端侧的位置P11也可以在延伸方向上不完全一致。例如，膨胀区域33的前端侧的边界的位置也可以在延伸方向上同标记22A的前端侧的端部的位置P11与基端侧的端部的位置P12之间的任意位置一致。膨胀区域33的基端侧的边界的位置也可以与标记22B的基端侧的位置P21在延伸方向上不完全一致。例如，膨胀区域33的基端侧的边界的位置也可以在延伸方向上同标记22B的基端侧的端部的位置P21与前端侧的端部的位置P22之间的任意位置一致。标记22A和标记22B的位置分别对应于膨胀区域33的前端侧的边界的位置和膨胀区域33的基端侧的边界的位置即可。标记的数量不限于两个，也可以是一个或三个以上。例如在标记的数量为一个的情况下，标记设置于与膨胀区域33的中央位置对应的位置。另外，标记22A、22B也可以是由混合有具有放射线非透射性的材料的树脂制成的。

在上述实施方式中，膨胀状态下的球囊3的基端侧锥形区域32与膨胀区域33的边界部分、以及膨胀区域33与前端侧锥形区域34的边界部分也可以分别弯曲。在该情况下，对于各个边界的位置，例如在定义了与各个弯曲的边界部分相接的多个假想平面时，也可以将多个假想平面中的、与延伸方向所成的角度的锐角为45度的假想平面所相接的边界部分的位置设为各个边界的位置。在上述实施方式中，基端侧锥形区域32和前端侧锥形区域34分别是从基端侧朝向前端侧而直径呈直线地变化的区域。但是基端侧锥形区域32和前端侧锥形区域34也可以分别是从基端侧朝向前端侧而直径呈曲线地变化的区域。也可以是基端侧锥形区域32和前端侧锥形区域34中的一方是直径呈曲线地变化的区域，另一方是直径呈直线地变化的区域。球囊3的厚度也可以沿着延伸方向变化。例如，基端侧锥形区域32与前端侧锥形区域34的厚度也可以分别朝向膨胀区域33逐渐变大。在基端侧锥形区域32和前端侧锥形区域34中，厚度的增加度也可以不同。也可以仅基端侧锥形区域32和前端侧锥形区域34中的任一方的厚度变化。膨胀区域33的直径也可以沿着延伸方向变化。例如，膨胀区域33的直径也可以在延伸方向上朝向中央部变大，也可以变小。膨胀区域33的厚度也可以在延伸方向上朝向中央部变大，也可以变小。球囊3也可以使用聚酯、聚乙烯形成。

在上述实施方式中，线状构件4是沿着延伸方向呈大致直线状延伸的构件。线状构件4的形状不限定于上述实施方式。例如，线状构件4也可以是沿着延伸方向呈螺旋状延伸的构件。线状构件4也可以具有三角形以外的剖面。例如，线状构件4也可以具有圆形的剖面。线状构件4的数量也可以是三个以外的数量。线状构件4也可以不是弹性体。线状构件4也可以是金属制的构件。

在上述实施方式中，球囊导管10的第一施力构件5也可以是拉伸螺旋弹簧。拉伸螺旋弹簧也可以配置于比第一装配构件21A靠基端侧的位置、换言之比与第一装配构件21A连接的线状构件4的基端部42靠基端侧的位置。在上述实施方式中，球囊导管10也可以在内侧管22的突出部分225的前端部还具备第二装配构件。第二装配构件也可以能够沿着内侧管22的外表面224在延伸方向上移动。线状构件4的前端部41也可以与第二装配构件连接。由此，也可以使线状构件4的前端部41在延伸方向上移动。也可以设置朝向球囊3的与膨胀区域33侧相反的一侧对第二装配构件施力的第二施力构件。第二施力构件也可以是相对于与第二装配构件连接的线状构件4的前端部41而设置于球囊3的膨胀区域33侧的压缩螺旋弹簧，也可以是相对于与第二装配构件连接的线状构件4的前端部41而设置于球囊3的与膨胀区域33相反的一侧的拉伸螺旋弹簧。球囊导管10也可以仅具有第二装配构件和第二施力构件，而不具有第一装配构件21A和第一施力构件5。在该情况下，前端部41相当于本发明的“移动部”。在前端部41和基端部42分别构成为能够移动的情况下，前端部41和基端部42相当于本发明的“移动部”。第一施力构件5也可以是涂敷有DLC(Diamond-LikeCarbon)的螺旋弹簧。第一施力构件5和第二施力构件并不限定于螺旋弹簧，也可以是能够对装配构件施加作用力的其他弹性构件。例如，第一施力构件5和第二施力构件也可以是具有弹性的树脂(橡胶等)。

第一施力构件5也可以构成为，在球囊3完全收缩的状态下，不对第一装配构件21A向基端侧施力。例如，在球囊3完全收缩的状态下，第一施力构件5也可以配置为与第一装配构件21A接触，但不施力。另外，在球囊3完全收缩的状态下，第一施力构件5也可以配置为不与第一装配构件21A接触。在该情况下，第一施力构件5也可以构成为，在与球囊3的膨胀对应地第一装配构件21A朝向前端侧移动了规定的距离时，对第一装配构件21A朝向基端侧施力。另外，第一施力构件5的基端部与第一装配构件21A的前端部也可以接合。

线状构件4的前端部41也可以与导管轴2的内侧管22中的比球囊3的前端侧支管部35所连接的部分靠前端侧的部分连接。换言之，线状构件4的前端部41也可以与导管轴2直接连接。导管轴2也可以具备与内侧管22前端接合的前端尖部。例如，前端尖部是比内侧管22柔软的构件。前端尖部从内侧管22的前端221朝向前端侧延伸。在前端尖部形成有与内侧管22的内腔223连通的贯通孔。前端尖部的外径可以与内侧管22的外径大致相同，也可以朝向前端变小。内侧管22与前端尖部的接合部也可以位于比球囊3的前端侧支管部35靠基端侧的位置，也可以位于靠前端侧的位置。在内侧管22与前端尖部的接合部位于比前端侧支管部35靠前端侧的位置的情况下，前端侧支管部35也可以与内侧管22和前端尖部的接合部的外表面接合。线状构件4的前端部41也可以与前端尖部的外表面接合。

第一施力构件5的线材5A的端部5B也可以不焊接于相邻的线材5A的一部分。例如，如图11所示，也可以在第一施力构件5的线材5A的端部5B连接半球体状的球体部5C。球体部5C能够使线材5A的端部5B为带圆弧的形状，因此能够抑制线材5A的端部5B钩挂于血管。需要说明的是，第一施力构件5的线材5A的端部5B的形状并不限定于带圆弧的形状，也可以带棱角。

覆盖构件50可以覆盖第一施力构件5的整体，也可以覆盖第一施力构件5的一部分。覆盖构件50也可以是形成有螺旋状的狭缝的筒状构件。通过形成狭缝，从而缓和覆盖构件50的延伸方向上的刚性变化。球囊导管10也可以不具备覆盖构件50。

第一施力构件5的前端侧的一部分也可以不使用粘接剂而与导管轴2接合。例如，第一施力构件5的前端部的一部分也可以通过铆接于导管轴2的外侧管21而接合。第一施力构件5与外侧管21接合的部分也可以不是将第一施力构件5三等分的各部分中的位于最前端侧的部分。第一施力构件5在与外侧管21接合的接合部分和第一装配构件21A之间具备对第一装配构件21A朝向基端侧施力的施力部分即可。例如，也可以是第一施力构件5中的延伸方向上的中央部分与外侧管21接合。第一施力构件5也可以在多个部分与外侧管21接合。

在上述实施方式中，列举了具有外侧管21和内侧管22的导管轴2为例。在本发明中，导管轴2也可以不具有外侧管21和内侧管22。例如，导管轴2也可以仅包括具有挠性的一个管。