【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、管腔状器官を拡張し、その管腔状器官の流路を確保する生体内留置型ステントに関する。管腔状器官とは、食道、大腸等の消化管、血管、胆管、尿管、気管等の狭窄が起こる可能性のあるすべての生体内の管腔部を意味する。本発明は、とりわけ、消化管や気管のような比較的径の太い管腔状器官に適する生体内留置型ステントに関する。また、本発明は、生体内留置型ステントの製造方法にも関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療において、狭窄した管腔部を拡張したり、脆化した管腔壁を補強したりする目的で、管腔部位にその使用部位に応じた外径を有する筒状形状のステントが挿入される。特に狭窄した血管、尿管、消化管、気管等の管腔状器官の流路再開、例えば動脈硬化性閉塞症における血液再開等の目的で、生体内留置型ステントの重要性は高い。
【０００３】
従来のステントは、ステンレスワイヤー、タンタルワイヤー等の金属ワイヤー製であった。金属製ステントは、管腔部位に再狭窄の原因となる炎症や過剰肥厚などが生じるという問題がある。また、金属製ステントを体内に留置すると、異物反応が起こる可能性があり、生体内に半永久的に留置するには不適当である。生体内に挿入されたステントを除去するためには、再手術が必要になる。
【０００４】
そこで金属製ステントの問題点を解決する目的で、生体吸収性ポリマーを使用したステントの開発が進められている。特開平５−１０３８３０号公報、ＷＯ９２／１５３４２号公報には、生体内分解性繊維で編組されたステントが開示されている。また特開平６−８６８２７号には、連続する生体吸収性ポリマー繊維製の糸が不織不編状態で筒状体または管状体の周面に沿った形状のステントが開示され、特開平９−３０８６９３号には、生体吸収性ポリマー繊維製の１本の糸で編まれたステントが開示され、特開平１１−５７０１８号には、生体吸収性ポリマーフィラメント製のウォールタイプステントがそれぞれ開示されている。
【０００５】
これらのようなステントによれば、上記金属製ステントによる弊害は解消される。しかしながら、これらのステントは、概して拡張力が弱い。そのため、大きな拡張力を必要としない血管のような細い管腔用のステントとしては適用可能であるが、消化管や気管のような比較的径の太い管腔用のステントとしては、拡張力が弱く、管腔道の確保ができない。
【０００６】
さらにジグザグ形状の管状要素を複数個ステントの軸方向に直列状に並べ、細いフィラメントで連結されたＺ型ステントは、各管状要素の間の隙間が変化し形状が安定しなく、細いシース内を通過する時に、管状要素が重なったり、シース内の通過性が良くない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、本発明の目的は、生体吸収性ポリマーを加工したモノフィラメントで作製したステントであって、消化管や気管のような比較的径の太い管腔用に適した、拡張力が強く、各管状要素の間の間隙が変化し難い形状安定性な、管腔に挿入可能なステントを提供することにある。また、本発明の目的は、前記ステントの製造方法を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明者は鋭意検討した結果、生体吸収性ポリマーからなるフィラメントの形状付与方法を工夫することで上記目的を達成できることを見出した。
【０００９】
本発明は、複数の屈曲部分と複数の直線部分に折り曲げられた生体吸収性ポリマーを主体とするフィラメントを１〜８本組み合わせて接合し筒状を形成してなるステントであって、各接合部において２本のフィラメントが接合されて、ジグザグ形状の環状要素が複数連結し筒状体を形成し、各管状要素の間がフィラメントで繋がっている生体吸収性ステントである。
【００１０】
本発明は、生体吸収性ポリマーが、脂肪族ポリエステル系生体吸収性ポリマーである、前記の生体吸収性ステントである。本発明は、生体吸収性ポリマーが、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン及び前記ポリマーの共重合体からなる群から選ばれる少なくとも１種である、前記の生体吸収性ステントである。
【００１１】
本発明は、生体吸収性ポリマーを主体とするフィラメントがモノフィラメントである、前記の生体吸収性ステントである。
【００１２】
また、本発明は、円筒の表面上に多数のピン状のものを所定位置に設置し、その上に複数の生体吸収性ポリマーを主体とするフィラメントを所望する形状に折り曲げ、固定し、熱処理し折り曲げた形状を記憶させる。形状記憶させたフィラメントを取り外し、１〜８本の形状記憶したフィラメントを組合わせて、ジグザグ形状の環状要素が複数連結した筒状体を形成するように２本のフィラメントが接合され、各管状要素の間がフィラメントで繋がっている生体吸収性ステントの製造方法である。
【００１３】
【発明の実施の形態】
まず、本発明で用いる生体吸収性フィラメントを構成する生体吸収性ポリマーについて説明する。
本発明において、生体吸収性ポリマーとしては、脂肪族ポリエステル系生体吸収性ポリマーが好ましい。脂肪族ポリエステル系生体吸収性ポリマーとしては、例えば、ポリグリコール酸、ポリ乳酸等のポリ（α−ヒドロキシ酸）、ポリ−ε−カプロラクトン、ポリジオキサノン等が挙げられる。これら脂肪族ポリエステルは、一般に、融点６０〜２００℃、ガラス転移点−６０〜１００℃、重量平均分子量１０〜３０万程度のものである。
【００１４】
上記脂肪族ポリエステルのうち、ポリグリコール酸、ポリ乳酸およびその共重合体が、生体吸収性に優れ、生体安全性が高く、しかも分解物であるグリコール酸や乳酸が生体内で吸収される点で特に好ましい。また、ポリ乳酸は、機械的強度に優れ繊維性能も良く価格が安価である点、透明である点、着色性が良い点等でも好ましい。
生体安全性については、ポリ乳酸そのものが安全であるばかりではなく、従来のポリマー素材のように可塑剤を特に添加する必要もないので、その点でも優れている。
もちろん、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、及び前記ポリマーの共重合体から選ばれるブレンドも使用することができる。
【００１５】
ポリ乳酸は、通常は、Ｌ乳酸単位から構成されるポリ−Ｌ−乳酸が好ましい。ポリ−Ｌ−乳酸は機械的強度に優れ、所望の繊維物性を得ることができる。
【００１６】
また、ポリ乳酸は、ホモポリマーのみならず、乳酸モノマー又はラクチドと共重合可能な他の成分が共重合された乳酸系コポリマーであっても良い。このような他の成分としては、２個以上のエステル結合形成性の官能基を持つジカルボン酸、多価アルコール、ヒドロキシカルボン酸、ラクトン等が挙げられる。
【００１７】
ポリ乳酸は従来公知の方法で合成することができる。すなわち、特開平７−３３８６１号公報、特開昭５９−９６１２３号公報、高分子討論会予稿集４４巻、３１９８−３１９９頁に記載のような乳酸からの直接脱水縮合、または乳酸環状二量体ラクチドの開環重合によって合成することができる。
また、ポリ乳酸の生体吸収性を促進するために、ポリ乳酸中のモノマー残量を多くしておくこと、あるいは生体吸収性促進剤をポリマー中に添加することも考えられる。
【００１８】
また、脂肪族ポリエステル中に、Ｘ線造影成分（例えば、硫酸バリウム、金粉）を含ませれば、ステントを管腔状器官の狭窄部へ的確に装着でき、また治療の過程観察などを的確に行うことができる。
【００１９】
次に、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。図１は、本発明におけるＺ型ステントの一例を示す斜視図である。図２は、図１に示したステントを構成する、折り曲げられ形状付与されたフィラメントの一例を示す図である。図３は、本発明におけるＺ型ステントの別の例の斜視図である。 図４は、図３に示したステントを構成するフィラメントの一例を示す図である。図５は、多数ピンを表面に有する円筒上に、フィラメントを所望する形状に折り曲げ、固定した状態を示す図である。図６は、従来のＺ型ステントを示す図である。図７は、ステントの拡張力測定を説明するための図である。
【００２０】
図５に示す様に多数のピンを有する円筒の上に生体吸収性ポリマーを主体とするフィラメント４本を折り曲げ、固定し、熱処理をして、図２に示す様な形状のフィラメントを形成する。このフィラメント４本を組み合わせて、図１に示すＺ型ステントを形成する。形状記憶させる熱処理温度は、８０℃〜１００℃、熱処理時間は、１０分〜２０分である。
【００２１】
本発明において、生体吸収性フィラメントの直径は、０．１ｍｍ〜２ｍｍ、好ましくは０．３ｍｍ〜１．５ｍｍである。ステントを用いる部位によって、適宜選択される。
【００２２】
図２に示すフィラメントを組み合わせて図１に示すＺ型ステントを形成するために、２本のフィラメントを結束する。２本のフィラメントを円周方向に並べ、例えば、タンタルワイヤー等の適切なワイヤーを用いて数巻して結束する。この結束に使用するワイヤーは、生体吸収性ワイヤー、又は、Ｘ線不透過のマーカーを兼ねたタンタルワイヤーのほか、金線や白金線が挙げられる。より具体的には、線径０．１５ｍｍ程度で長さが１５ｍｍ程度のタンタルワイヤーが挙げられる。ワイヤーによる結束後さらに、適切な接着剤を用いて結束部を固着しても良い。接着剤としては、例えば、アロンアルファー（東亜合成製）やポリ乳酸をクロロホルムで溶解させた溶液を用いるとよい。
２本のフィラメントを半径方向に結束すると結束部が、ステントの外側にフィラメントの１本分の径だけ飛び出るが、ステントの円周方向に並べて結束するとステントの外径は他の個所と同じになる。
【００２３】
この発明の、複数の屈曲部分と複数の直線部分に折り曲げられた生体吸収性ポリマーを主体とするフィラメントを１〜８本組み合わせて接合し筒状を形成してなるステントの、組み合わせるフィラメントの数としては、好ましくは、２〜６本である。１本の場合は各環状要素間の連結するフィラメントは１本であり、フィラメントの数が２本になれば各環状要素間の連結は２本になり、フィラメントの数と連結するフィラメント数は同じである。
この発明のステントを構成するジグザグ形状の環状要素は、６〜１６個の屈曲部（４）を有することが好ましい。屈曲部が６個未満であると、円筒形状の形成が難しくなり、一方、１６個を超えると、縮径が難しくなる傾向にある。図１の例では、８個の屈曲部を有する。
【００２４】
本発明のステント径は、３ｍｍ〜５０ｍｍ、好ましくは４ｍｍ〜３５ｍｍである。またステント長さは４ｍｍ〜２５ｃｍである。ステント外径や長さは、ステントの使用部位に応じて選択される。
【００２５】
このようにして出来上がったステントをバルーンを有するカテーテルに縮径して装着し、シースに挿入し、所定の位置まで押し進め、次いでシースを少し引き抜きバルーンを拡張維持した後、バルーンを収縮させてカテーテルとともにシースを引き抜き、ステントを管腔状器官に留置する。
【００２６】
【実施例】
以下に実施例を挙げて本発明をさらに具体的に説明するが、本発明はこの実施例に限定されるものではない。
［実施例］
ポリ乳酸（島津製作所製、商標ラクティ、重量平均分子量２０万、融点１７５℃）を２００℃で溶融防止して、直径（Ｔ）１．０ｍｍのモノフィラメントを得た。
【００２７】
モノフィラメントを室温で図５に示す様に、多数のピンを立てた円筒型（外径：２０ｍｍ、長さ：７ｃｍ）に巻き付けた。フィラメントは４本使用した。フィランメントを円筒型に張力を加えながら巻き付けた後、その外側を線経０．３ｍｍのステンレス線で巻き付け、フィラメントの形状を固定し、１００℃で２０分熱処理をして形状を記憶させた。形状記憶させたフィラメントを円筒型より取り外し、接合すべき４本のフィラメントを円周方向に並べて０．１５ｍｍのタンタルワイヤーを用いて数巻してフィラメント同士を結束し、その後、ポリ乳酸溶液にて固着し、Ｚ型ステントを得た。このステントの外径は２３ｍｍ、長さは４８ｍｍであった。このステントは４本のフィラメントを使用し、各環状要素の間は４本のフィラメントで連結されている。
【００２８】
得られたステントを縮径し、８．５Ｆｒ（外径２．８３ｍｍ）のバルーン（拡張時の外径は２０ｍｍ）に被せた後、２１Ｆｒ（内径７ｍｍ）のシース内に装着することが出来た。このように縮径した後、バルーンで拡張した後のＺ型ステントの外径はφ２１ｍｍであった。
このようにして縮径・拡張した後のステントの拡張力を以下の方法で測定したところ、拡張力は約２０ｇ／ｍｍ／ｃｍであった。さらに形状安定性が良好で、シース内を押していくような場合でも各連間の隙間は安定して保たれていた。
【００２９】
（ステントの拡張力測定方法）
測定具を図７に示す。測定具（８）において、ステント（１）は固定壁（９）とスライド壁（１０）との間にセットされ、スライド壁（１０）は３００ｇの押圧で押し秤（１１）を押すことによりスライドされる。
測定具（８）にステント（１）をセットする前に、ステントの長さ（Ａｃｍ）を測定する。次ぎに、押し秤（１１）で与圧５０ｇを加えた時のステント径Ｘ（Ｂｍｍ）を測定する。続いて、押力を３００ｇとした時のステント径Ｘ（Ｃｍｍ）を測定する。ステント径又はステントの長さが変わると、押圧３００ｇを変更した方が良い場合があるが、その時の目安としては、ステント径の外径を基準として、ステント径（Ｂ）が約１／３小さくするような値を採用すれば良い。また、与圧５０ｇも適宜適する値を採用しても良い。
測定されたＡ，Ｂ，Ｃの数値を用いて、拡張力（Ｐｇ／ｍｍ／ｃｍ）を算出する。拡張力（Ｐ）を算出する。拡張力の式は、次式に定義する。
Ｐ＝（３００−５０）／〔Ａ×（Ｂ−Ｃ）〕
【００３０】
［比較例］
図６に示す如くの従来型のＺステントをフィラメント線経１．０ｍｍとし、０．２６φフロロカーボン糸にてのジグザグ形状の各環状要素間の接続を行い、従来型のＺステントを作製した。 ８．５Ｆｒ（外径２．８３ｍｍ）のバルーン（拡張時の外径は２０ｍｍ）に被せて２１Ｆｒ（内径７ｍｍ）のシース内を通過させ、その後バルーンにて拡張させた後のステントは外径２１ｍｍ、長さ５１ｍｍで拡張力は約１６ｇ／ｍｍ／ｃｍであった。
本発明のステントに比し、拡張力が低く、又、シース内を移動させるときはステント長が短くなり、シース内から解放するとステント長が伸びたりし、形状の寸法安定性に劣る。
【００３１】
【発明の効果】
本発明によれば、各環状要素の間はフィラメントそのもので連絡しているので、環状要素間は安定しており、その連絡しているフィラメントの強さも加わり拡張力も増加する。従って、形状の安定した、拡張力も充分な生体内管腔状器官に挿入可能なるＺ型ステントが提供されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＺ型ステントの一例を示す斜視図である。
【図２】図１に示したステントを構成する、折り曲げられ形状付与されたフィラメントの一例を示す図である。
【図３】本発明のＺ型ステントの別の一例を示す斜視図である。
【図４】図３に示したステントを構成するフィラメントの一例を示す図である。
【図５】本発明のＺ型ステントを記憶熱処理するために多数ピンを表面に有する円筒上に、フィラメントを所望する形状に折り曲げ、固定した状態を示す図である。
【図６】従来方式のＺ型ステントの一例を示す斜視図である。
【図７】ステントの拡張力を測定するための測定具である。
【符号の説明】
（１）：本発明のＺ型ステント
（２）：ステント構成フィラメント
（３）：円周方向結束ワイヤー
（４）：屈曲部
（５）：形状記憶熱処理用の円筒にフィラメントを巻きつけたもの。
（５Ａ）：フィラメント巻付ピン
（５Ｂ）：フィラメント巻付形状
（６）：従来方式のＺステントの一例
（７）：連間結束糸
（８）：拡張力測定具
（９）：固定壁
（１０）：移動壁
（１１）：押し秤[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an in-vivo indwelling stent that expands a luminal organ and secures a flow path of the luminal organ. The luminal organ means all luminal portions in the living body where stenosis such as the digestive tract such as the esophagus and the large intestine, blood vessels, the bile duct, the ureter, and the trachea may occur. The present invention particularly relates to an in-vivo indwelling stent suitable for a relatively large luminal organ such as a digestive tract or a trachea. The present invention also relates to a method for manufacturing an indwelling stent.
[0002]
[Prior art]
In medical treatment, a tubular stent having an outer diameter corresponding to the use site is inserted into a lumen for the purpose of expanding a stenotic lumen or reinforcing a fragile lumen wall. . In-vivo indwelling stents are particularly important for the purpose of reopening the flow path of luminal organs such as stenotic blood vessels, ureters, digestive tracts, and trachea, for example, resuming blood in atherosclerotic obstruction.
[0003]
Conventional stents have been made of metal wires such as stainless steel wires and tantalum wires. The metal stent has a problem that inflammation or excessive thickening that causes restenosis occurs in a luminal site. In addition, when a metal stent is placed in the body, a foreign body reaction may occur, which is inappropriate for semi-permanent placement in a living body. In order to remove the stent inserted in the living body, a re-operation is required.
[0004]
Therefore, for the purpose of solving the problems of the metallic stent, the development of a stent using a bioabsorbable polymer has been promoted. JP-A-5-103830 and WO92 / 15342 disclose a stent braided with biodegradable fibers. JP-A-6-86827 discloses a stent in which a continuous bioabsorbable polymer fiber thread is formed in a non-woven and non-woven state along the peripheral surface of a tubular body or a tubular body. Japanese Patent No. 308693 discloses a stent knitted with a single thread made of a bioabsorbable polymer fiber, and Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-57018 discloses a wall type stent made of a bioabsorbable polymer filament. .
[0005]
According to such a stent, the adverse effects of the metal stent are eliminated. However, these stents generally have poor expandability. Therefore, it is applicable as a stent for a thin lumen such as a blood vessel that does not require a large expansion force, but as a stent for a relatively large diameter lumen such as a digestive tract or a trachea, the expansion force is low. It is too weak to secure a lumen.
[0006]
Further, a plurality of zigzag-shaped tubular elements are arranged in series in the axial direction of the stent, and the Z-shaped stent connected by thin filaments changes in the gap between the tubular elements, the shape is not stable, and the inside of the thin sheath is changed. When passing, the tubular elements overlap or poorly pass through the sheath.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, an object of the present invention is to provide a stent made of a monofilament processed from a bioabsorbable polymer, which is suitable for a lumen having a relatively large diameter such as a gastrointestinal tract or a trachea, and has a strong expanding force, and each tubular It is an object of the present invention to provide a stent which can be inserted into a lumen and has a stable shape in which a gap between elements is hard to change. Another object of the present invention is to provide a method for manufacturing the stent.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
As a result of intensive studies, the present inventors have found that the above object can be achieved by devising a method for imparting a shape of a filament made of a bioabsorbable polymer.
[0009]
The present invention relates to a stent formed by combining 1 to 8 filaments mainly composed of a bioabsorbable polymer bent into a plurality of bent portions and a plurality of linear portions and joining them to form a tubular shape. Is a bioabsorbable stent in which a plurality of zigzag-shaped annular elements are joined to form a tubular body by joining two filaments, and each tubular element is connected by a filament.
[0010]
The present invention is the above-mentioned bioabsorbable stent, wherein the bioabsorbable polymer is an aliphatic polyester-based bioabsorbable polymer. The present invention is the above bioabsorbable stent, wherein the bioabsorbable polymer is at least one selected from the group consisting of polyglycolic acid, polylactic acid, polycaprolactone and a copolymer of the above polymers.
[0011]
The present invention is the above-described bioabsorbable stent, wherein the filament mainly composed of the bioabsorbable polymer is a monofilament.
[0012]
Further, the present invention provides a method in which a large number of pins are placed at predetermined positions on the surface of a cylinder, and a plurality of filaments mainly composed of a bioabsorbable polymer are bent into a desired shape, fixed thereon, and heat-treated. Memorize the folded shape. The two filaments are joined by removing the filaments having the shape memory and combining the 1 to 8 shape memory filaments to form a tubular body in which a plurality of zigzag-shaped annular elements are connected. Is a method for manufacturing a bioabsorbable stent in which the filaments are connected by a filament.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
First, the bioabsorbable polymer constituting the bioabsorbable filament used in the present invention will be described.
In the present invention, the bioabsorbable polymer is preferably an aliphatic polyester-based bioabsorbable polymer. Examples of the aliphatic polyester-based bioabsorbable polymer include poly (α-hydroxy acid) such as polyglycolic acid and polylactic acid, poly-ε-caprolactone, and polydioxanone. These aliphatic polyesters generally have a melting point of 60 to 200 ° C, a glass transition point of -60 to 100 ° C, and a weight average molecular weight of about 100,000 to 300,000.
[0014]
Among the above aliphatic polyesters, polyglycolic acid, polylactic acid and copolymers thereof are excellent in bioabsorbability, high in biosafety, and in that glycolic acid and lactic acid, which are decomposition products, are absorbed in vivo. Particularly preferred. Polylactic acid is also preferable in that it has excellent mechanical strength, good fiber performance, low cost, transparency, and good coloring.
In terms of biosafety, polylactic acid itself is not only safe, but also does not require the addition of a plasticizer as in the case of conventional polymer materials.
Of course, blends selected from polyglycolic acid, polylactic acid, and copolymers of the above polymers can also be used.
[0015]
Usually, poly-lactic acid is preferably poly-L-lactic acid composed of L-lactic acid units. Poly-L-lactic acid has excellent mechanical strength and can obtain desired fiber properties.
[0016]
The polylactic acid is not limited to a homopolymer, and may be a lactic acid-based copolymer obtained by copolymerizing another component copolymerizable with a lactic acid monomer or lactide. Examples of such other components include dicarboxylic acids, polyhydric alcohols, hydroxycarboxylic acids, and lactones having two or more ester bond-forming functional groups.
[0017]
Polylactic acid can be synthesized by a conventionally known method. That is, direct dehydration condensation from lactic acid as described in JP-A-7-33861, JP-A-59-96123, Proceedings of the Society of Polymer Symposium Vol. 44, pp. 3198-3199, or lactic acid cyclic dimer It can be synthesized by ring-opening polymerization of lactide.
Further, in order to promote the bioabsorbability of polylactic acid, it is conceivable to increase the residual amount of monomers in the polylactic acid or to add a bioabsorbable promoter to the polymer.
[0018]
In addition, if an X-ray contrast component (for example, barium sulfate, gold powder) is contained in the aliphatic polyester, the stent can be accurately mounted on the stenotic part of the luminal organ, and the observation of the course of the treatment can be accurately performed. be able to.
[0019]
Next, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a perspective view showing an example of the Z-shaped stent according to the present invention. FIG. 2 is a diagram showing an example of a folded and shaped filament constituting the stent shown in FIG. FIG. 3 is a perspective view of another example of the Z-shaped stent according to the present invention. FIG. 4 is a diagram showing an example of a filament constituting the stent shown in FIG. FIG. 5 is a view showing a state in which the filament is bent and fixed in a desired shape on a cylinder having a large number of pins on the surface. FIG. 6 is a view showing a conventional Z-shaped stent. FIG. 7 is a diagram for explaining the expansion force measurement of the stent.
[0020]
As shown in FIG. 5, four filaments mainly composed of a bioabsorbable polymer are bent and fixed on a cylinder having a large number of pins, and heat-treated to form a filament having a shape as shown in FIG. The four filaments are combined to form the Z-shaped stent shown in FIG. The heat treatment temperature for shape memory is 80 ° C to 100 ° C, and the heat treatment time is 10 minutes to 20 minutes.
[0021]
In the present invention, the diameter of the bioabsorbable filament is 0.1 mm to 2 mm, preferably 0.3 mm to 1.5 mm. It is appropriately selected depending on the site where the stent is used.
[0022]
Two filaments are tied together to combine the filaments shown in FIG. 2 to form the Z-stent shown in FIG. Two filaments are arranged in the circumferential direction, and are wound and bound by using an appropriate wire such as a tantalum wire. Examples of the wire used for the binding include a bioabsorbable wire, a tantalum wire also serving as a radiopaque marker, a gold wire and a platinum wire. More specifically, a tantalum wire having a wire diameter of about 0.15 mm and a length of about 15 mm can be used. After binding with a wire, the binding portion may be further fixed using an appropriate adhesive. As the adhesive, for example, a solution obtained by dissolving Aron Alpha (manufactured by Toa Gosei) or polylactic acid with chloroform may be used.
When two filaments are bundled in the radial direction, the bundle part protrudes to the outside of the stent by the diameter of one filament. .
[0023]
The number of filaments to be combined of the stent of the present invention, which is formed by combining and bonding 1 to 8 filaments mainly composed of a bioabsorbable polymer bent into a plurality of bent portions and a plurality of linear portions to form a tubular shape, Is preferably 2 to 6. In the case of one, the number of filaments connected between the annular elements is one, and when the number of filaments becomes two, the number of connections between the annular elements becomes two, and the number of filaments and the number of connected filaments are the same. It is.
The zigzag-shaped annular element constituting the stent of the present invention preferably has 6 to 16 bent portions (4). If the number of the bent portions is less than 6, it is difficult to form a cylindrical shape, while if it is more than 16, the diameter tends to be difficult to reduce. In the example of FIG. 1, it has eight bent portions.
[0024]
The diameter of the stent of the present invention is 3 mm to 50 mm, preferably 4 mm to 35 mm. The length of the stent is 4 mm to 25 cm. The outer diameter and length of the stent are selected according to the site where the stent is used.
[0025]
The stent thus obtained was attached to a catheter having a balloon with a reduced diameter, inserted into a sheath, pushed to a predetermined position, and then pulled out of the sheath a little to maintain the balloon inflated. Withdraw the sheath and place the stent in the luminal organ.
[0026]
【Example】
Hereinafter, the present invention will be described more specifically with reference to examples, but the present invention is not limited to these examples.
[Example]
Polylactic acid (manufactured by Shimadzu Corporation, trademark Lacty, weight average molecular weight 200,000, melting point 175 ° C) was prevented from melting at 200 ° C to obtain a monofilament having a diameter (T) of 1.0 mm.
[0027]
As shown in FIG. 5, the monofilament was wound around a cylindrical shape (outer diameter: 20 mm, length: 7 cm) having a large number of pins as shown in FIG. Four filaments were used. After the filament was wound around a cylindrical shape while applying tension, the outside of the filament was wound with a stainless wire having a diameter of 0.3 mm, the shape of the filament was fixed, and heat treatment was performed at 100 ° C. for 20 minutes to memorize the shape. The shape-memory filament is removed from the cylindrical shape, and the four filaments to be joined are arranged in a circumferential direction and wound several times using a 0.15 mm tantalum wire to bind the filaments together. It was fixed, and a Z-shaped stent was obtained. The outer diameter of this stent was 23 mm and the length was 48 mm. This stent uses four filaments, with four filaments connected between each annular element.
[0028]
After reducing the diameter of the obtained stent and covering it with a balloon of 8.5 Fr (outer diameter of 2.83 mm) (outer diameter at the time of expansion is 20 mm), the stent could be mounted in a sheath of 21 Fr (inner diameter of 7 mm). . After reducing the diameter in this way, the outer diameter of the Z-shaped stent after expansion with a balloon was 21 mm.
When the expansion force of the stent after the diameter reduction and expansion was measured by the following method, the expansion force was about 20 g / mm / cm. Further, the shape stability was good, and the gaps between the stations were stably maintained even when the inside of the sheath was pushed.
[0029]
(Method of measuring the expansion force of stent)
FIG. 7 shows the measuring tool. In the measuring tool (8), the stent (1) is set between the fixed wall (9) and the sliding wall (10), and the sliding wall (10) is slid by pressing the weighing scale (11) with a pressure of 300 g. Is done.
Before setting the stent (1) on the measuring tool (8), the length (Acm) of the stent is measured. Next, the diameter X (Bmm) of the stent when 50 g of pressurized pressure is applied is measured by a press balance (11). Subsequently, the stent diameter X (Cmm) when the pressing force is 300 g is measured. If the stent diameter or the length of the stent changes, it may be better to change the pressing force to 300 g. As a guide at that time, the stent diameter (B) is reduced by about 1/3 with respect to the outer diameter of the stent diameter. It is only necessary to adopt a value that does Also, an appropriate value may be adopted as appropriate for the preload of 50 g.
The expansion force (Pg / mm / cm) is calculated using the measured values of A, B, and C. The expansion force (P) is calculated. The equation for the expansion force is defined as:
P = (300-50) / [A × (BC)]
[0030]
[Comparative example]
The conventional Z stent as shown in FIG. 6 was made to have a filament meridian of 1.0 mm, and a connection was made between each of the zigzag-shaped annular elements with 0.26 φ fluorocarbon yarn to produce a conventional Z stent. The stent is placed on an 8.5 Fr (outer diameter of 2.83 mm) balloon (expanded outer diameter is 20 mm), passed through a 21 Fr (inner diameter of 7 mm) sheath, and then expanded with a balloon to obtain a 21 mm outer diameter. And the expansion force was about 16 g / mm / cm with a length of 51 mm.
Compared with the stent of the present invention, the expansion force is low, and the length of the stent is shortened when moving in the sheath, and the length of the stent is increased when released from the sheath, resulting in poor dimensional stability of the shape.
[0031]
【The invention's effect】
According to the present invention, since each of the annular elements is connected by the filament itself, the spaces between the annular elements are stable, and the strength of the connected filaments is added to increase the expanding force. Accordingly, a Z-shaped stent which is stable in shape and can be inserted into a luminal organ in a living body having a sufficient expanding force is provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view showing an example of a Z-type stent of the present invention.
FIG. 2 is a view showing an example of a folded and shaped filament constituting the stent shown in FIG. 1;
FIG. 3 is a perspective view showing another example of the Z-shaped stent of the present invention.
FIG. 4 is a view showing an example of a filament constituting the stent shown in FIG. 3;
FIG. 5 is a view showing a state in which a filament is bent into a desired shape and fixed on a cylinder having a large number of pins on its surface in order to perform a memory heat treatment on the Z-shaped stent of the present invention.
FIG. 6 is a perspective view showing an example of a conventional Z-shaped stent.
FIG. 7 shows a measuring instrument for measuring the expansion force of the stent.
[Explanation of symbols]
(1): Z-shaped stent of the present invention (2): filament constituting the stent (3): circumferential tie wire (4): bent portion (5): a filament wound around a cylinder for shape memory heat treatment.
(5A): Filament-wound pin (5B): Filament-wound shape (6): An example of a conventional Z stent (7): Continuous binding yarn (8): Expansion force measuring instrument (9): Fixed wall ( 10): Moving wall (11): Push scale
