【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、人体の尿道に挿入して使用され、前立腺肥大症等による尿閉や排尿障害等を治療するのに適した尿道ステントに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来、この種の尿道ステントとして、金属線材をコイル状に巻いたものが知られている。金属線材の材質としてはステンレス鋼等が使用され、尿道を拡張しながら挿入される。しかしながら、この種の尿道ステントは、膀胱内へ逸脱した場合や不要となった場合にもこの形状を維持したままのものである。特に、不要となったステントを尿道内から取り出そうとしたとき、ステントは長さ方向及び半径方向の若干の弾性変形は許容するものの、弾性定数の高いコイル形態のまま尿道から抜き取られることになるので、患者に少なからぬ苦痛を与えてしまう欠点がある。
【０００３】
これを解決するために、例えば実開平２−１０４０５０号、特開平７−２１３６２０号、特開２０００−１３５２９０号の各公報には、金属線材の材質として形状記憶合金を用いた尿道ステントが開示されている。該尿道ステントは、使用される形状記憶合金のマルテンサイト相への正変態終了温度（Ｍｆ点）が体温以下の所定温度に設定され、体温近傍から若干高温に、母相への逆変態終了温度（Ａｆ点）が設定される。母相状態では尿道内に弾性的に強固に適合するコイル状の形態を維持する一方、マルテンサイト相状態では手などによる外力付与でも容易に変形できる柔軟な状態となる。装着時には、カテーテル等を補助的に用いてマルテンサイト相状態で尿道内に挿入し、体温ないしは温水注入等による加熱により母相コイル状態に形状復帰させることにより、尿道内に係合・留置させる。また、不要となった場合には、装着されたステントの内側にカテーテルを挿入し、冷水注入によりマルテンサイト変態させて柔軟な状態とし、ステントを伸長させて細くした円筒形としたりコイルを解いて細線とすることにより、苦痛を伴うことなく簡単に取り出すことができる。
【０００４】
上記従来の尿道ステントでは、材質となる形状記憶合金としてＣｕ系やＦｅ系のものも含め種々提案されているが、形状復帰性能や耐久性の観点からＴｉ−Ｎｉ系合金が使用されることが多い。Ｔｉ−Ｎｉ系合金は原子比にてほぼその半分がＴｉからなり、腐食等に対する安定性を有していることと、生体親和性にも優れていることから、尿道ステントに限らず医療用インプラントや器具等にも広く用いられてきた。こうした特質は、含有される主にＴｉが担っていると考えることができる。Ｔｉ−Ｎｉ系合金は、Ｔｉ金属と同様、その表面にＴｉ系酸化物を主体とする不働態被膜が形成され、この不働態被膜が内部を腐食から保護する働きをする。また、Ｔｉ系酸化物は生体親和性に優れていることから、特に人工骨や歯科用インプラントとして使用されたとき、生体組織によくなじみ、例えば術後の組織付着や埋設性も良好で副作用も少ない利点がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、本発明者らが検討したところ、従来、生体用として有利と思われていたＴｉ−Ｎｉ合金の上記特質が、尿道ステントへの適用を考慮した場合、必ずしも有利には作用しないことが明らかになってきた。具体的には、以下のような問題を生ずる懸念がある。
▲１▼尿道内に留置したＴｉ−Ｎｉ合金製ステントの表面には、他の材質のステントと比較して垢状の痂皮が堆積しやすく、長期間留置を継続すると、過度に堆積した痂皮により尿路を狭める不具合が生じやすくなる。特に、尿路感染症等を併発している患者の場合、痂皮の堆積が早く、また、堆積した痂皮が細菌増殖の温床となることもあるので、注意が必要である。この場合、ステントを取り出してクリーニングした後、再び装着する必要が生ずるが、施術回数が増えることにつながり、望ましくない。
▲２▼Ｔｉ−Ｎｉ合金表面に形成されたＴｉ系酸化物被膜の生体親和性がよすぎるため、尿道内へのステント着脱を考えた場合、ステントコイルが尿道内壁組織と癒着したり、はなはだしい場合には組織内に取り込まれて埋没してしまうこともありうる。このような場合、不要となったステントの取出が非常に厄介である。
【０００６】
本発明の課題は、Ｔｉ−Ｎｉ合金を形状記憶合金として用いつつ、尿道内に長期間留置しても痂皮の過剰な堆積を生じにくく、また尿道内壁組織との癒着等も生じにくい尿道ステントを提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段及び作用・効果】
上記の課題を解決するために、本発明の尿道ステントは、中心部がＴｉ−Ｎｉ系合金からなる形状記憶合金線材により尿道内に挿入可能なコイル状に構成されるとともに、形状記憶合金線材の表面に、尿道内にてコイルの表面に痂皮が付着することを抑制する、Ａｇを含有するＡｇ系被覆層が形成されてなることを特徴とする。
【０００８】
上記の尿道ステントは、Ｔｉ−Ｎｉ系合金からなる形状記憶合金線材を用いるとともに、Ｔｉ−Ｎｉ系合金表面を尿道内に直接露出させるのではなく、痂皮付着抑制効果に優れたＡｇ系被覆層にてその表層部を覆うようにした。その結果、ステントを尿道内に長期間留置しても、痂皮が過度に堆積することが防止され、尿路を狭める不具合が生じにくくなる。特に、尿路感染症等を併発している患者に適用した場合も痂皮の堆積が抑制され、細菌増殖等による二次的な不具合も効果的に防止できる。そして、痂皮除去のためのステント取り出し、クリーニング及び再装着の回数も確実に減ずることができるので、患者の苦痛を軽減することができる。また、Ａｇ系被覆層はＴｉ−Ｎｉ合金表面に形成されるＴｉ系酸化物と比較すれば生体親和性が小さく、ステントコイルが尿道内壁組織と癒着したりする不具合も生じにくくなる。
【０００９】
本発明者らは、尿道ステントへの痂皮の付着原因について、次のように考えている。痂皮は、尿内に含まれる種々の沈渣物が凝集し、ステント表面に付着することにより形成される。このような尿沈渣物としては、尿に混入した血液に含まれる血球類、体組織細胞（例えば円形上皮細胞、腎臓、尿管あるいは膀胱上皮の細胞など）、細菌や原虫類、その他の尿溶解成分（例えば、シスチン、尿酸カルシウム、シュウ酸カルシウム、リン酸アンモニウムカルシウムなど）などが考えられる。このような沈渣物は、尿内ではクラスタ状に凝集して水和し、その多くが負に帯電した形で浮遊する。
【００１０】
一方、ステントを構成する金属の表面は、金属の種別や表面状態、あるいは尿のｐＨによって帯電の傾向が異なる。この帯電の極性と程度については、液体（尿）と接触する金属表面において、液体側に形成される固着層（金属表面との摩擦により流動が抑制され、物質移動が主に拡散に支配される液体層）内の電位、いわゆるゼータ電位を測定することにより定量化できる（ゼータ電位は、電気泳動法や、レーザ光を用いた周知の光散乱法を用いて測定でき、測定装置も多数市販されている）。ＮｉＴｉ合金やステンレス鋼など、表面に強固な不働態酸化被膜が形成される場合は、金属側からのイオン溶出等が不働態酸化被膜によりブロックされ、電気化学反応的な帯電が非常に生じにくいので、液体中の溶解成分（あるいは浮遊成分）の吸着に起因するものを除いては、強い帯電が生じにくく、ゼータ電位はゼロかあるいはわずかに負に帯電した状態が形成されやすい。このような金属表面に、強く負に帯電した沈渣物のコロイド粒子が近づくと、絶縁性の不働態酸化被膜の表面は、クーロン的な相互作用により分極して正に帯電し、コロイド粒子の静電気的な付着が促進されて痂皮が堆積しやすくなると考えられる。
【００１１】
しかしながら、本発明のように、中心部がＴｉ−Ｎｉ系合金からなる形状記憶合金線材の表面にＡｇ系被覆層を形成しておくと、含有されるＡｇ成分の一部が、電子等の負電荷を残す形でカチオンとなって溶出し、液体中に露出する線材表面のゼータ電位を負側に増大させる。その結果、負帯電したコロイド粒子との間に反発力が働き、痂皮の堆積が抑制されると考えられる。例えば、Ａｇ系被覆層は、接触する液体（尿）のｐＨが５〜８程度の範囲において、上記ゼータ電位が−５ｍＶ〜−５０ｍＶ程度となるように形成することが、痂皮付着抑制を図る上で望ましいといえる。負のゼータ電位の絶対値が５ｍＶ未満になると痂皮付着抑制効果が十分でなくなり、５０ｍＶを超えると、層の溶出速度が大きくなりすぎて効果の持続性が損なわれることにつながる場合がある。
【００１２】
ゼータ電位を負側に増大させる効果、つまり、痂皮付着の抑制効果は、例えばＡｇ以外の金属を用いた場合でも発現しうるが、本発明では以下の理由によりＡｇを必須成分として用いる。
▲１▼Ａｇ系被覆層は種々の形態に形成可能であるが、概して、急激な溶解により層が早期に消耗する心配がなく、かつ、痂皮付着抑制効果が適度に持続する程度の溶出速度が確保できる。
▲２▼溶出した金属成分が毒性を示さない。
▲３▼溶出したＡｇイオンが非常に優れた抗菌作用を示し、雑菌繁殖等を確実に抑制できる。
▲４▼生体親和性が過剰でなく、むしろ適度な生体排他性を有しているため、組織癒着等の問題を回避できる。
【００１３】
Ａｇ系被覆層は、金属Ａｇを主体に構成されたものを用いた場合、痂皮付着抑制効果をとりわけ顕著なものとすることができる。このようなＡｇ系被覆層として銀メッキ層を例示できる。銀メッキ層は、電解メッキのほか、銀鏡反応等を利用した無電解メッキ的な手法によっても形成できる。さらに、真空蒸着やスパッタリングなどの気相成膜法を用いて形成してもよい。また、Ａｇ系被覆層は、少なくとも表層部がＡｇ系金属層からなる投射粒子を、形状記憶合金線材の表面に投射して、該表面に投射粒子からのＡｇ系金属を転写することにより形成したものとしてもよい。なお、金属Ａｇを主体に構成されたＡｇ系被覆層の採用により、接触する液体（尿）のｐＨが５〜８程度の範囲において、線材表面のゼータ電位を−５ｍＶ〜−５０ｍＶに調整することも容易となる。
【００１４】
Ｔｉ−Ｎｉ合金の表面には、前述の不働態被膜などの形でＴｉ酸化膜が不可避的に形成される。また、後述する化学的処理や熱処理等により、厚膜化されたＴｉ酸化膜が意図的に形成されることもある。このようなＴｉ酸化膜は、そのまま残した形でＡｇ系被覆層を形成することができる。この場合、該Ａｇ系被覆層に接する内層部との境界位置にＴｉ酸化膜が形成された形となる。医療用金属材料におけるＮｉ成分の含有は、生体への影響を考慮して制限が加えられていることが多いが、Ｔｉ−Ｎｉ合金を使用する場合、表面からのＮｉの溶出が十分に抑制されていれば問題なく使用することができる。上記のようにＴｉ酸化膜を残留させてＡｇ系被覆層を形成することは、Ｔｉ−Ｎｉ合金からのＮｉ溶出を抑制する観点において当然有利に作用し、例えば高価なＡｇ系被覆層の厚みを減ずる効果も期待できる。
【００１５】
この場合、Ｔｉ酸化膜の表面には、銀よりも貴な金属による補助被覆層を形成し、その補助被覆層の表面にＡｇ系被覆層を、該補助被覆層よりも厚膜の銀メッキ層として形成することが、Ａｇ系被覆層の安定性と線材への密着力を高める上で望ましい。また、Ｔｉ酸化膜は導電性が低いため、補助被覆層の形成により表面の導電性を高めることができる。その結果、銀メッキ層を、安価な電解メッキ層として形成することも可能となる。上記のような補助被覆層の材質としては、ＡｕがＡｇとの親和性に優れ、かつ、メッキ液による腐食の影響も受けにくいので、好適に使用することができる。この場合、補助被覆層をＡｕストライクメッキ層等の金メッキ層とすることができる。なお、ＰｔやＲｈ等のＡｕ以外の貴金属を用いることも可能である。
【００１６】
次に、形状記憶合金線材は、前記したＮｉ溶出をさらに確実に抑制するために、Ｔｉ−Ｎｉ系形状記憶合金よりなる線材中心部と、その線材中心部の外側を覆うとともに該線材中心部よりもＮｉ含有量を減じた低Ｎｉ層とを有するものとして形成できる。この場合、Ａｇ系被覆層は該低Ｎｉ層を覆う形で形成される。Ｎｉ溶出抑制効果を高めるためには、低Ｎｉ層の少なくとも最表層部はＮｉを含有しない（不可避的に混入するものは除く）ものとしておくことが、より望ましい。
【００１７】
このような低Ｎｉ層はＴｉを主成分とするものであり、その最表面にＴｉ系酸化膜が形成されたものとすることができる。Ｔｉを主成分とする低Ｎｉ層は、例えばＴｉ金属の蒸着やスパッタリングにより形成することもできるが、酸処理を用いてＴｉ−Ｎｉ合金からＮｉ成分を選択的に溶出させることにより、より簡便に形成できる。後者の場合、低Ｎｉ層は、線材の断面半径方向において中心部側から被覆層側に向けてＮｉ濃度を漸減させる形で形成される。このような傾斜組成的な低Ｎｉ層を形成することにより、形状記憶効果の発現を担う中心部と低Ｎｉ層との間の組成不連続が緩和され、また、中心部が正逆に変態したときの体積変化を吸収して、表面起伏等の影響が線材表面に強く及ぶことを抑制することができる。その結果、マルテンサイト状態でのコイルの変形と、昇温による形状復帰とのサイクルを繰り返した場合でも、Ａｇ系被覆層の密着力が低下せず、耐久性を増すことができる。また、Ｎｉ溶出のための酸処理に伴い、低Ｎｉ層の表面には、Ｔｉの相対含有量が増える分だけＴｉ系酸化膜が厚く形成される。この場合、従来のように、何ら被覆を施さずにステントとして用いた場合は、痂皮の付着等が一層生じやすい状況となる。本発明の適用によりＡｇ系被覆層を形成すれば、このような不具合を効果的に回避ないし抑制することができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を、添付の図面に基づいて説明する。
図１は、本発明の一実施形態たる尿道ステント３０の外観を示すものである。尿道ステント３０は形状記憶合金線材をコイル状に加工したものである。図２に示すように、該形状記憶合金線材Ｗは、中心部５０がＴｉ−Ｎｉ系形状記憶合金からなる。Ｎｉ−Ｔｉ系合金は、周知のごとくＮｉ：Ｔｉ＝１：１（原子比）近傍の組成をベースとして、必要に応じてＮｉ及び／又はＴｉの一部をＶ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ａｌ、Ｓｉ、Ｃｕ、Ｐｔ、Ｐｄ、Ａｕ等の添加元素で置換したものである。該Ｎｉ−Ｔｉ系合金は、変態温度がＮｉ濃度に依存するほか、熱処理条件や添加元素の種類及び添加量により種々に調整することができる。
【００１９】
Ｔｉ−Ｎｉ系形状記憶合金は、通常、高温側の母相と低温側のマルテンサイト相との間で可逆的に１段階の変態を起こすが、特定の組成や加工条件においては最も低温側のマルテンサイト相、それよりも高温側で生成するＲ相と通称される中間相（本明細書では、これもマルテンサイト相の一種とみなす）、及び最も高温側で生成する母相の、３つの相の間で、概ね２段階的に変態を起こすことが知られている。本発明においては、簡便のため、Ｒ相の存在如何によらず、降温時において最初に現れる正変態の開始温度をＭｓ点、同じく終了温度をＭｆ点とする。また、Ａｓ点及びＡｆ点は低温相から高温相への逆変態の開始温度及び終了温度をそれぞれ意味するものとする。また、以下において、Ｍｓ点、Ｍｆ点、Ａｓ点及びＡｆ点等を総称する場合は、これを「変態温度」と称する。該変態温度は、ＪＩＳ：Ｈ７１０１に規定された示差走査熱量測定（Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ Ｓｃａｎｎｉｎｇ Ｃａｌｏｒｉｍｅｔｒｙ：ＤＳＣ）による冷却及び加熱曲線から求めるものとする。Ｍｓ点とＭｆ点は、冷却曲線に現れる吸熱ピークにより、Ａｓ点とＡｆ点とは加熱曲線に現れる発熱ピークにより、いずれも曲線のベースラインの延長線と、ピークの最大傾斜線の延長との交点として決定する。
【００２０】
尿道ステント３０は、前記Ａｆ点以上では前記したＴｉ−Ｎｉ系合金が母相状態となり、図１（ｂ）に示すように、加工時に付与された記憶形状に復帰した状態となる。この形状は、図１においては、円筒状の本体部２と、本体部２よりも拡径された拡径部１とを有する。拡径部１は、図１では本体部２の一端に連結された円錐形とされているが、これに限定されない。この状態から、Ｍｆ点以下の温度に冷却を行うと、尿道ステント３０を構成するＴｉ−Ｎｉ系合金の全体がマルテンサイト相に変態する。マルテンサイト相は、母相格子を擬似剪断変形的に歪ませる形態で生成するが、種々の方位のマルテンサイト兄弟晶（バリアント）が組み合わさって生成するため、外力を加えなければ、変態後も図１（ｂ）に示す形状をほぼ維持した状態となる。
【００２１】
この状態で、尿道ステント３０に外力を加えると、ステント３０はその外力の向きに変形する。この変形は外力が除かれた後も残留するものであり、塑性変形に類似している。しかしながら、これは一般の塑性変形のように結晶のすべり変形が主体となるものではなく、変形荷重の向きに対して最も大きな歪をもたらす方位のバリアントが、他の方位のバリアントを食いながら成長するという、形状記憶合金特有の双晶変形的機構に基づくものであることが知られている。加える外力がマルテンサイト相の降伏応力を超えない限り、変形はもっぱらこの双晶変形的機構に基づいて進行し、尿道ステント３０を好きな形に変形させることができる。例えば、図１（ａ）に示すように、拡径部１を縮径して本体部２と同一径とすることもできるし、コイルを軸方向に引き伸ばして細径化することものできる。また、コイルを解いて線材の状態に戻すこともできる。
【００２２】
上記変形を加えた状態から温度を上昇させ、Ａｓ点に到達すると、マルテンサイト相は母相へ逆変態を開始し、Ａｆ点において逆変態が完了する。Ｔｉ−Ｎｉ系形状記憶合金においては、どのバリアントも逆変態時には元の方位の母相に戻ることが知られており、図１（ｂ）の記憶形状に復帰させることができる。
【００２３】
本実施形態においては、図１（ｂ）の記憶形状において、拡径部１の寸法は、円錐底の直径を１０〜２０ｍｍ（例えば１５ｍｍ）程度、長さを３〜１０ｍｍ（例えば５ｍｍ）程度に変形するようにしており、本体部２の寸法は、直径を５〜１２ｍｍ（例えば７ｍｍ）程度、長さを２０〜５０ｍｍ（例えば３０ｍｍ）程度にしている。
【００２４】
以上のように構成されたこの発明の尿道ステントを人体の前立腺部尿道に挿入・留置するには、次のようにして行う。まず、尿道ステント３０を、図５に示すようにバルーンカテーテル５の外周に装着する。そして、このバルーンカテーテル５を、図６に示すように尿道１０内に差し込み、バルーン部５ａが膀胱１１内に至るようにする。この状態でバルーンカテーテル５内に水を注入すると、バルーン部５ａが膨らんで尿道ステント３０の先端から膨出する。そこで、バルーンカテーテル５を取り出す方向に少し引き寄せると、図７に示すようにこのバルーン部５ａが膀胱頸部１１ａに当たるので、膀胱頸部１１ａの位置を探り当てることができ、尿道ステント３０をこの膀胱頸部１１ａに位置決めすることができる。
【００２５】
次に、前記バルーンカテーテル５内の水を排出させてバルーンを消退させ、尿道ステント３０をＡｆ点以上に昇温すると、図８に示すうに形状変化するので、拡径部１が膀胱頸部１１ａに位置し、本体部２が前立腺部尿道１０ａに位置することになる。そして、この状態でバルーンカテーテル５を尿道１０内から引き抜くと、尿道ステント３０は人体の前立腺部尿道に伸展したまま留置することができる。
【００２６】
尿道ステント３０をＡｆ点以上に昇温する方法としては、前記形状記憶合金の変態点の設定により種々のパターンが可能である。まず、図４▲１▼（一点鎖線は体温を表す）のように、Ａｆ点を体温以下に設定した場合（例えば３５〜３６℃：この場合、Ａｓ点は例えば２６〜２８℃程度に設定できる）、バルーンカテーテル５内の水を排出させると、尿道ステント３０が体温により昇温してＡｆ点以上となり、直ちに図８の装着状態とすることができる。
【００２７】
他方、図４▲２▼あるいは▲２▼’のように、Ａｆ点を体温より高くなるように設定することもできる（例えば３８〜４５℃、望ましくは４１〜４３℃）。この場合は、バルーンカテーテル５内に温水を注入して、尿道ステント３０を強制的にＡｆ点以上とすることにより、記憶形状に復帰させる。この場合、温水を排出後は、形状記憶合金の母相状態が少なくとも残留していないと、尿道ステント３０がマルテンサイト変態により軟化して尿道内への固定効果が損なわれる。従って、少なくとも形状記憶合金のＭｆ点を体温以下に設定する必要があり、望ましくはＭｓ点を体温以下に設定するのがよい。
【００２８】
一方、尿道ステント３０の留置が不必要となったり、交換する場合には、次のようにして前立腺部尿道から取り出すことができる。まず、バルーンカテーテル５を尿道１０から差し込み、前立腺部尿道１０ａに留置された尿道ステント内にこのバルーンカテーテル５を挿入する。そして、このバルーンカテーテル５内に冷水を注入して、尿道ステント３０の温度をＭｆ点以下に降温する。すると、形状記憶合金からなる尿道ステント３０は自由変形が可能なマルテンサイト相状態となり、伸長させて細くした円筒形としたり、図７に示すようにコイルを解いて細線とし、尿道を通して取り出すことができる。Ｍｆ点の設定は、注入する冷水により確実に冷却が可能となるよう、例えば１０〜３０℃（望ましくは２０〜３０℃）に設定するのがよい。なお、Ａｆ点を体温より高くなるように設定する場合は、バルーンカテーテル５内の冷水を排出後に、尿道ステント３０が体温まで加熱されても逆変態を起こさないようにしておけば、尿道ステント３０の取り出しに関しては好都合であるといえる。この場合、Ａｓ点を体温以上（例えば３７〜３９℃）に設定しておくことが望ましい。
【００２９】
図２に戻り、尿道ステント３０を構成する形状記憶合金線材Ｗは、Ｔｉ−Ｎｉ系合金よりなる中心部５０の外周面を、Ａｇ系被覆層である銀メッキ層５３にて覆った構造を有している。銀メッキ層５３は、尿道ステント３０が尿道内に留置されたとき、尿と接触する線材表面のゼータ電位を負側に下げ、尿に含まれる沈渣物が凝集付着して痂皮となることを抑制するためのものである。また、図３に示すように、銀メッキ層５３は、Ｔｉ−Ｎｉ系合金表面に形成されるＴｉ酸化物層５１ａを被覆して、その生体親和性を適度に抑制し、尿道ステント３０が尿道内壁に癒着したり、あるいは取り込まれたりする不具合を回避する役割も果たしている。
【００３０】
図３において、Ａｇメッキ層５３の厚さｔ１は、痂皮付着効果及び生体親和性緩和効果が十分に発現するよう、０．０１μｍ以上とすることが望ましい。他方、過度に厚いＡｇメッキ層５３のＴｉ−Ｎｉ系合金よりなる中心部５０の形状復帰を妨げないように、Ａｇメッキ層５３の厚さｔ１はその上限を設定する必要がある。また、Ｔｉ−Ｎｉ系合金よりなる中心部５０の線径は、尿排出のための通路を十分な大きさで形成でき、かつ、尿道ステント３０の尿道内への弾性的な係合力を十分確保できるよう、例えば０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度の範囲で適宜調整される。
【００３１】
図２においては、中心部５０の外側が、該中心部５０よりもＮｉ含有量を減じた低Ｎｉ層５１が形成されている。この低Ｎｉ層５１は、Ｔｉ−Ｎｉ系合金線材の表層部から、後述する酸洗処理によりＮｉを選択的に溶出させることにより形成したものである。その結果、線材の断面半径方向において中心部５０側からＡｇメッキ層５３側に向けてＮｉ濃度が漸減する傾斜合金層５１ｂが形成され、Ａｇメッキ層５３との境界側でＮｉ濃度はほぼゼロとなっている。他方、傾斜合金層５１ｂ内においてＴｉ濃度は、Ｎｉ成分の溶出に対応して、中心部５０側からＡｇメッキ層５３側に向けて漸増する形態となっている。そして、傾斜合金層５１ｂとＡｇメッキ層５３との境界には、Ｔｉ系酸化膜５１ａが形成されている。Ｔｉ系酸化膜５１ａの厚さは例えば３０〜５０Åである。Ｔｉ系酸化膜５１ａとＡｇメッキ層５３との間には補助被覆層としてのＡｕストライクメッキ層５２が０．００５〜０．０２μｍ（例えば０．０１μｍ）程度の厚さで形成されている。
【００３２】
低Ｎｉ層５１は、中心部５０側からＮｉ成分がステント外に溶出することを抑制する働きをなす。該低Ｎｉ層５１の厚さｔ３は、例えば０．５〜１００μｍの範囲で調整することが望ましい。なお、上記のような各層の組成及び厚さは、層厚方向にエッチングしながらオージェ電子分光法（Ａｕｇｅｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ：ＡＥＳ）あるいはＸ線光電子分光法（Ｘ−ｒａｙ Ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ：ＸＰＳ）により表面組成分析を実施すれば同定することができる。
【００３３】
以下、尿道ステント３０の製造方法について説明する。図１０（ａ）に示すように、圧延又は伸線加工により製造されたＴｉ−Ｎｉ合金線材Ｗ’を、ステントの記憶形状となるように巻線加工する。具体的には、本体部用コア部Ｃ２と拡径部用コア部Ｃ１とを有するコアＣに、線材Ｗ’をコイル状に巻きつける。本体部用コア部Ｃ２と拡径部用コア部Ｃ１とは、それぞれ、得るべきステント３０の本体部２と拡径部１との内周面に対応した外周面形状を有し、図示はしていないが、線材を所定ピッチで巻き付け保持するためのらせん状の溝が外周面に形成されている。線材Ｗ’の基端部は、コアＣの一端に形成されたクランプ部ＣＰにボルト等を用いてクランプされ、コアＣの上記溝内に適度な張力にて巻き付けた後、（ｂ）に示すように、終端部をコアＣの他端に形成された別のクランプ部ＣＰに同様に固定する。
【００３４】
そして、コアＣに線材Ｗ’を巻きつけたままの状態で、形状記憶のための熱処理を行う。このようにすることで、形状復帰力を大幅に高めることができる。熱処理温度は、設定すべき各変態点が得られるように、例えば４００〜５００℃の範囲で適宜調整する。なお、同一組成の合金で熱処理温度を変えると、変態温度ヒステリシス（Ａｓ−Ｍｓ）が変化する場合があり、この影響で各変態点（Ｍｓ、Ｍｆ、Ａｓ、Ａｆ）を所望の範囲調整できない場合は、たとえばはＮｉ含有量や他の添加元素の添加量を調整する方法を併用して、各変態点の調整を行うことができる。
【００３５】
熱処理により変態点調整がなされたコイル３０’は、低Ｎｉ層５１を形成するために、酸処理が施される。使用する酸は、例えば硝酸−弗酸系の混酸が使用可能であり、図１１（ａ）に示すように、これに室温で適当な時間浸漬することにより、コイル３０’をなすＴｉ−Ｎｉ合金線材の表層部からＮｉが溶出し、前記した厚み範囲の傾斜合金層５１ｂとＴｉ系酸化膜５１ａとからなる低Ｎｉ層５１が形成される。また、Ｎｉ溶出の影響を受けていない内層部は、前述の中心部５０を形成する。
【００３６】
そして、図１１（ｂ）に示すように、低Ｎｉ層５１を形成した線材の表面に、公知のシアンストライク浴を用いた電解メッキによりＡｕストライクメッキ層５２を形成する。電解メッキを行う際には、コイルをなす線材の全面にメッキ層を均一に析出させるために、図１０（ｃ）に示すように、コイル３０’を軸線方向に引き伸ばして巻線間隔を適当に広げ、図１０（ｄ）に示すようなバレルメッキを行う。バレルメッキは周知のものであるが、概略は以下の通りである。すなわち、穴開き板等により透液性に構成された回転容器１０１内にコイル３０’と電流分散のための導電性メディア１０４とを入れ、カソード電極１０２とともにメッキ浴内に浸漬してアノード電極１０３と対向させる。その状態で、回転容器１０１をモータ１０５により回転させながら両電極１０２，１０３間にてメッキ電源１０５により直流通電することにより、コイル３０’の表面にメッキ層を形成することができる。このメッキをＭｆ点以下（例えば室温）で行うと、コイル３０’は柔らかいので変形するが、メッキ後に取り出してＡｆ点以上に加熱すれば記憶形状に復帰させることができる。
【００３７】
Ａｕストライクメッキ層５２を形成した後、メッキ浴を公知のＡｇメッキ浴（例えばシアン化Ａｇメッキ浴）に交換し、図１０（ｄ）と同様のバレルメッキ処理により図１１（ｃ）に示すようなＡｇメッキ層５３を形成する。Ａｇメッキ層５３の厚さは、０．０１〜１００μｍの範囲で調整できるが、本実施形態では下地に低Ｎｉ層５１が形成してあり、Ａｇメッキ層自体はＮｉ溶出抑制機能の主要部を担う必要がないことから、痂皮付着抑制効果と、生体親和性を抑制するためのＴｉ系酸化膜５１ａの被覆効果が十分確保できる範囲内にて、Ａｇメッキ層５３を薄く形成することができる（例えば、０．０１〜１０μｍ、望ましくは０．１〜５μｍ）。これは高価なＡｇを節約できるので経済的であると同時に、線材の形状復帰動作を妨げないという点においても有利であるといえる。
【００３８】
メッキが終了すれば、取り出して洗浄・乾燥することにより、最終的な図１の尿道ステント３０が完成する。なお、線材に先にＡｇメッキ層５３を形成しておいて、その後記憶熱処理を行うようにしてもよい。
【００３９】
また、Ａｇメッキ層５３は、上記のような電解メッキのほか、薄膜のものであれば銀鏡反応等を利用した無電解メッキにより形成することも可能である。また、化学的なメッキ処理に代えて、真空蒸着やスパッタリングなどの物理的な気相メッキを用いすることもできる。さらに、図１２に示すような機械的なメッキ法を用いることもできる。これは、に示すように、Ｆｅ系金属等からなる芯材２０２の表面にＡｇ層２０３を形成した投射粒子２０１を噴射ノズルＮｚから気流とともに投射する、一種のブラスト処理である。これにより、線材Ｗの表面には、Ａｇ層２０３から金属Ａｇが転写・堆積し、Ａｇメッキ層５３が形成される。この方法は、電解メッキ等と比較して前処理等も簡便であり、安価にＡｇメッキ層５３を形成できる点で有利である。
【００４０】
以上、本発明の尿道ステントの実施形態を説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、特許請求の範囲の記載内容を逸脱しない限り、種々の改良及び変形を加えることができ、これらも当然に本発明に属するものである。以下、具体例について説明する。
【００４１】
図１３は、低Ｎｉ層として、図２及び図３に示す傾斜合金層５１ｂを主体とするものに代え、組成一定の低Ｎｉ層、例えばＴｉスパッタ層５５として形成した例である。この場合、該Ｔｉスパッタ層５５の表面には、図２と同様の補助被覆層５２とＡｇメッキ層５３とが形成される。
【００４２】
図１４は、低Ｎｉ層を廃止し、Ａｇメッキ層５３を厚膜（例えば１０μｍ〜１００μｍ）に形成して、Ａｇメッキ層５３自体にＮｉ溶出抑制機能の要部を担わせるようにした例である。
【００４３】
図１５は、Ａｇ系被覆層を金属ＡｇからなるＡｇメッキ層としてではなく、Ａｇをイオン溶出可能なＡｇ系無機化合物層１５３として構成した例である。例えば、高周波スパッタリング等によりＡｇＯ皮膜を形成してもよいが、Ａｇ溶出効果が比較的小さいので、例えば、ホウ酸系あるいはリン酸系の溶解性ガラスに、Ａｇイオンを所定比率にて配合したＡｇ系溶解性ガラス被覆層として構成することが望ましい。この場合、線材に追従変形できるよう、層厚を１μｍ以下の小さな値にとどめることが望ましい。本実施形態では、図２及び図３と同様の低Ｎｉ層５１上にＡｇ系無機化合物層１５３を形成しているが、これに限定されるものではない。
【００４４】
図１６は、高分子材料（例えばポリプロピレン、ポリスチレン、エポキシ樹脂など）からなるマトリックス１８３ａ中に、金属Ａｇあるいは上記の溶解性ガラスのようなＡｇ系無機化合物からなるＡｇ系粒子１８３ｂを分散配合したＡｇ系高分子被覆層１８３を形成した例である。このようなＡｇ系高分子被覆層１８３は、Ａｇ系粒子１８３ｂ及び上記高分子材料と溶媒とを含む塗料を線材表面に塗布することにより、簡単に形成することができる。
【００４５】
図１７は、Ａｇ系被覆層をＡｇ系拡散層として形成した例である。ここでは、低Ｎｉ層５１の表面にごく薄いＡｇメッキ層２５３ａを例えば銀鏡反応等により形成し、その熱処理することによりＡｇメッキ層２５３ａを低Ｎｉ層５１の表層部に拡散・浸透させて、低Ｎｉ層５１を覆うＡｇ系拡散層２５３を形成している。
【００４６】
なお、尿道ステント３０の全体形状も、図８に示す態様に限定されるものではなく、例えば、膀胱頭部に係合する拡径部１に代えて、図１８に示すように、前立腺と尿道括約筋との間に配置される拡径部１３を形成するようにしてもよい（ステント形状自体は、図８の上下を反転した類似のものである）。また、図１９は、図８と図１８の２つの拡径部１，１３を併設したステントの例である。さらに、図２０は、本体部２の軸線方向中間位置（前立腺位置に対応している）に拡径部２３を形成した例である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態をなす尿道ステントの外観形状を、Ｍｆ点以下での一形態と、Ａｆ点以上での記憶形状とにより示す斜視図。
【図２】図１のステントに使用する線材の断面構造を模式的に示す図。
【図３】図２の断面の要部と、Ｔｉ濃度及びＮｉ濃度の分布との関係を模式的に示す図。
【図４】Ｔｉ−Ｎｉ系形状記憶合金の変態点を示すＤＳＣ曲線の模式図。
【図５】図１の尿道ステントの、使用方法の説明図。
【図６】図５に続く説明図。
【図７】図６に続く説明図。
【図８】図７に続く説明図。
【図９】図８に続く説明図。
【図１０】図１の尿道ステントの製造工程説明図。
【図１１】図１０に続く説明図。
【図１２】Ａｇメッキ層の形成方法の変形例を示す図。
【図１３】本発明のステントの、線材断面構造の第一の変形例を示す断面模式図。
【図１４】同じく第二の変形例を示す断面模式図。
【図１５】同じく第三の変形例を示す断面模式図。
【図１６】同じく第四の変形例を示す断面模式図。
【図１７】同じく第五の変形例を示す断面模式図。
【図１８】尿道ステントの全体形態の第一の変形例を、人体装着状態にて示す図。
【図１９】同じく第二の変形例を示す図。
【図２０】同じく第三の変形例を示す図。
【符号の説明】
３０ 尿道ステント
Ｗ 形状記憶合金線材
５１ 低Ｎｉ層
５２ Ａｕストライクメッキ層（補助被覆層）
５３ Ａｇメッキ層（Ａｇ系被覆層）
１５３ Ａｇ系無機化合物層（Ａｇ系被覆層）
１８３ Ａｇ系高分子被覆層
２５３ Ａｇ系拡散層（Ａｇ系被覆層）[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a urethral stent which is used by being inserted into the urethra of a human body and is suitable for treating urinary retention and urination disorder due to benign prostatic hyperplasia.
[0002]
[Prior art]
Heretofore, as this kind of urethral stent, a metal wire rod wound in a coil shape is known. Stainless steel or the like is used as the material of the metal wire, and is inserted while expanding the urethra. However, this type of urethral stent retains this shape even when it is deviated into the bladder or becomes unnecessary. In particular, when trying to remove an unnecessary stent from the urethra, the stent can be slightly elastically deformed in the length direction and the radial direction, but is removed from the urethra in a coil form having a high elastic constant. However, there is a disadvantage that the patient suffers considerable pain.
[0003]
In order to solve this, for example, Japanese Unexamined Utility Model Application Publication No. 2-104050, Japanese Unexamined Patent Application Publication No. 7-213620 and Japanese Unexamined Patent Application Publication No. 2000-135290 disclose a urethral stent using a shape memory alloy as a material of a metal wire. ing. In the urethral stent, the temperature at which the positive transformation of the shape memory alloy used to the martensite phase (Mf point) is set to a predetermined temperature equal to or lower than the body temperature, the temperature near the body temperature to a slightly higher temperature, and the temperature at which the reverse transformation to the parent phase ends. (Af point) is set. In the mother phase state, a coil-like form that elastically and firmly fits in the urethra is maintained, while in the martensite phase state, the state becomes a flexible state that can be easily deformed even when an external force is applied by hand or the like. At the time of wearing, it is inserted into the urethra in a martensitic phase using a catheter or the like in an auxiliary manner, and is returned to a matrix coil state by heating by injecting body temperature or hot water, thereby engaging and retaining in the urethra. Also, when it is no longer necessary, insert the catheter inside the mounted stent, transform it into martensite by cold water injection to make it flexible, and expand the stent to make it into a thin cylindrical shape or unwind the coil. By using a thin wire, it can be easily taken out without causing any pain.
[0004]
In the above-mentioned conventional urethral stent, various types of shape memory alloys including Cu-based and Fe-based alloys have been proposed as materials, but Ti-Ni-based alloys are sometimes used from the viewpoint of shape return performance and durability. Many. Almost half of the Ti-Ni-based alloy is composed of Ti in atomic ratio, has stability against corrosion and the like, and is excellent in biocompatibility. It has also been widely used for devices and appliances. It can be considered that such properties are mainly carried by the contained Ti. Like the Ti metal, a passivation film mainly composed of a Ti-based oxide is formed on the surface of the Ti-Ni-based alloy, and the passivation film serves to protect the inside from corrosion. In addition, since Ti-based oxides have excellent biocompatibility, particularly when used as artificial bones or dental implants, they are well-suited to living tissues, for example, have good post-operative tissue adhesion and embedding properties, and have side effects. There are few advantages.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, the present inventors have studied and found that the above-described characteristics of the Ti-Ni alloy, which has been conventionally considered to be advantageous for a living body, do not always work advantageously when the application to a urethral stent is considered. It has become. Specifically, there is a concern that the following problems may occur.
{Circle around (1)} A scab of slime tends to accumulate on the surface of a Ti-Ni alloy stent placed in the urethra as compared with a stent of another material. The skin tends to cause a problem of narrowing the urinary tract. In particular, in the case of a patient with a urinary tract infection, caution is required because the eschar accumulates quickly and the accumulated scab may serve as a breeding ground for bacterial growth. In this case, it is necessary to take out the stent, clean it, and then mount it again, but this leads to an increase in the number of treatments, which is not desirable.
{Circle around (2)} Since the biocompatibility of the Ti-based oxide film formed on the surface of the Ti—Ni alloy is too good, when attaching / detaching the stent to / from the urethra, when the stent coil adheres to the urethra inner wall tissue or is severe. May be entrapped and buried in tissue. In such a case, it is very troublesome to remove the unnecessary stent.
[0006]
It is an object of the present invention to provide a urethral stent in which, even when the Ti-Ni alloy is used as a shape memory alloy for a long time in the urethra, excessive crusting does not easily occur and adhesion to the urethral inner wall tissue does not easily occur. Is to provide.
[0007]
[Means for Solving the Problems and Functions / Effects]
In order to solve the above problems, the urethral stent of the present invention is configured in a coil shape that can be inserted into the urethra with a shape memory alloy wire having a central portion made of a Ti—Ni-based alloy. An Ag-based coating layer containing Ag is formed on the surface of the urethra to prevent scabs from adhering to the surface of the coil.
[0008]
The above-mentioned urethral stent uses a shape-memory alloy wire made of a Ti-Ni-based alloy, and does not directly expose the surface of the Ti-Ni-based alloy in the urethra, but has an Ag-based coating layer excellent in the effect of suppressing crust adhesion. To cover the surface layer. As a result, even if the stent is left in the urethra for a long period of time, excessive accumulation of crusts is prevented, and the problem of narrowing the urinary tract is less likely to occur. In particular, even when applied to a patient with a urinary tract infection, etc., accumulation of crusts is suppressed, and secondary problems due to bacterial growth and the like can be effectively prevented. In addition, since the number of times of removing, cleaning, and reattaching the stent for removing the crust can be reliably reduced, the pain of the patient can be reduced. In addition, the Ag-based coating layer has a lower biocompatibility than the Ti-based oxide formed on the surface of the Ti-Ni alloy, and is less likely to cause the stent coil to adhere to the urethra inner wall tissue.
[0009]
The present inventors consider the cause of the adhesion of the crust to the urethral stent as follows. Crusts are formed by the aggregation of various sediments contained in urine and adherence to the stent surface. Examples of such urine sediment include blood cells, body tissue cells (for example, cells of round epithelial cells, kidney, ureter or bladder epithelium), bacteria, protozoa, and other urinary lysates contained in blood mixed into urine. Ingredients (eg, cystine, calcium urate, calcium oxalate, calcium ammonium phosphate, etc.) are conceivable. Such sediment aggregates and hydrates in the form of clusters in urine, and most of them float in a negatively charged form.
[0010]
On the other hand, the surface of the metal constituting the stent has a different tendency to be charged depending on the type and surface state of the metal or the pH of urine. Regarding the polarity and degree of this charging, a fixed layer formed on the liquid side on the metal surface in contact with the liquid (urine) (flow is suppressed by friction with the metal surface, and mass transfer is mainly governed by diffusion. It can be quantified by measuring the potential in the liquid layer, the so-called zeta potential. (The zeta potential can be measured by the electrophoresis method or the well-known light scattering method using laser light, and many measuring devices are commercially available.) ing). When a strong passive oxide film is formed on the surface such as a NiTi alloy or stainless steel, ion elution from the metal side is blocked by the passive oxide film, and electrochemical reactive charging is very unlikely to occur. Except for those caused by the adsorption of dissolved components (or suspended components) in the liquid, strong charging is unlikely to occur, and a state in which the zeta potential is zero or slightly negatively charged is likely to be formed. When the colloidal particles of the sediment strongly negatively charged approach such a metal surface, the surface of the insulating passive oxide film is polarized by Coulomb-like interaction and becomes positively charged, and the static electricity of the colloidal particles becomes static. It is considered that the natural adhesion is promoted and the scab is easily deposited.
[0011]
However, when an Ag-based coating layer is formed on the surface of a shape memory alloy wire having a central portion made of a Ti-Ni-based alloy as in the present invention, a part of the contained Ag component becomes negative, such as electrons. The cation is eluted as a cation while leaving a charge, and the zeta potential on the surface of the wire exposed in the liquid is increased to the negative side. As a result, it is considered that a repulsive force acts between the negatively charged colloidal particles and the accumulation of crusts is suppressed. For example, the Ag-based coating layer is formed so that the zeta potential is about −5 mV to −50 mV when the pH of the liquid (urine) to be contacted is in the range of about 5 to 8, thereby suppressing scab adhesion. Above is desirable. If the absolute value of the negative zeta potential is less than 5 mV, the effect of suppressing scab adhesion is not sufficient, and if it exceeds 50 mV, the dissolution rate of the layer becomes too high, which may lead to impaired sustainability of the effect.
[0012]
The effect of increasing the zeta potential to the negative side, that is, the effect of suppressing scab adhesion can be exhibited, for example, even when a metal other than Ag is used. However, in the present invention, Ag is used as an essential component for the following reasons.
{Circle around (1)} The Ag-based coating layer can be formed into various forms, but generally, there is no concern that the layer is rapidly consumed due to rapid dissolution, and the dissolution rate is such that the effect of suppressing the adhesion of the crust is maintained appropriately. Can be secured.
{Circle around (2)} The eluted metal component does not show toxicity.
{Circle around (3)} The eluted Ag ions exhibit an extremely excellent antibacterial action, and can surely suppress the propagation of various bacteria.
{Circle around (4)} Since the biocompatibility is not excessive, but rather has a proper bioexclusion, problems such as tissue adhesion can be avoided.
[0013]
When an Ag-based coating layer mainly composed of metallic Ag is used, the effect of suppressing scab adhesion can be particularly remarkable. A silver plating layer can be exemplified as such an Ag-based coating layer. The silver plating layer can be formed by an electroless plating method using a silver mirror reaction or the like in addition to the electrolytic plating. Further, it may be formed using a vapor phase film forming method such as vacuum evaporation or sputtering. Further, the Ag-based coating layer was formed by projecting projected particles having at least a surface layer composed of an Ag-based metal layer onto the surface of the shape memory alloy wire, and transferring Ag-based metal from the projected particles to the surface. It may be something. The zeta potential on the surface of the wire is adjusted to −5 mV to −50 mV by using an Ag-based coating layer mainly composed of metal Ag in the range of about 5 to 8 in pH of the liquid (urine) in contact. Also becomes easier.
[0014]
On the surface of the Ti-Ni alloy, a Ti oxide film is inevitably formed in the form of the above-mentioned passive film. In addition, a thickened Ti oxide film may be formed intentionally by a chemical treatment or heat treatment described later. Such a Ti oxide film can form an Ag-based coating layer as it is. In this case, a Ti oxide film is formed at a boundary position with the inner layer portion in contact with the Ag-based coating layer. The content of the Ni component in the medical metal material is often restricted in consideration of the effect on the living body, but when using a Ti-Ni alloy, the elution of Ni from the surface is sufficiently suppressed. You can use it without any problems. Forming the Ag-based coating layer by leaving the Ti oxide film as described above naturally has an advantageous effect in terms of suppressing the elution of Ni from the Ti-Ni alloy, and for example, reduces the thickness of the expensive Ag-based coating layer. The effect of reduction can be expected.
[0015]
In this case, an auxiliary coating layer made of a metal more noble than silver is formed on the surface of the Ti oxide film, and an Ag-based coating layer is formed on the surface of the auxiliary coating layer, and a silver plating layer thicker than the auxiliary coating layer. It is desirable to form the Ag-based coating layer in order to increase the stability of the Ag-based coating layer and the adhesion to the wire. Further, since the Ti oxide film has low conductivity, the conductivity of the surface can be increased by forming the auxiliary coating layer. As a result, the silver plating layer can be formed as an inexpensive electrolytic plating layer. As the material of the auxiliary coating layer as described above, Au is preferably used because it has an excellent affinity for Ag and is hardly affected by corrosion by a plating solution. In this case, the auxiliary coating layer can be a gold plating layer such as an Au strike plating layer. It is also possible to use a noble metal other than Au, such as Pt or Rh.
[0016]
Next, in order to more reliably suppress the above-described Ni elution, the shape memory alloy wire rod covers the center of the wire rod made of a Ti-Ni-based shape memory alloy, and covers the outside of the center of the wire rod, and further from the center of the wire rod. Can also be formed as having a low Ni layer with a reduced Ni content. In this case, the Ag-based coating layer is formed so as to cover the low Ni layer. In order to enhance the effect of suppressing Ni elution, it is more desirable that at least the outermost layer portion of the low Ni layer does not contain Ni (excluding those that are inevitably mixed).
[0017]
Such a low Ni layer contains Ti as a main component, and may have a Ti-based oxide film formed on the outermost surface thereof. The low Ni layer containing Ti as a main component can be formed, for example, by vapor deposition or sputtering of Ti metal, but more easily by selectively eluting the Ni component from the Ti-Ni alloy using an acid treatment. Can be formed. In the latter case, the low Ni layer is formed in such a manner that the Ni concentration is gradually reduced from the center toward the coating layer in the radial direction of the cross section of the wire. By forming such a low-Ni layer having a gradient composition, the composition discontinuity between the central portion responsible for the shape memory effect and the low-Ni layer is reduced, and the central portion is transformed in the opposite direction. It is possible to absorb a change in volume at that time and suppress the influence of surface irregularities or the like from strongly affecting the wire surface. As a result, even when the cycle of the deformation of the coil in the martensite state and the return of the shape due to the temperature rise is repeated, the adhesion of the Ag-based coating layer does not decrease, and the durability can be increased. Further, along with the acid treatment for eluting Ni, a Ti-based oxide film is formed on the surface of the low-Ni layer as thick as the relative content of Ti increases. In this case, when used as a stent without any coating as in the conventional case, adhesion of crusts and the like is more likely to occur. If the Ag-based coating layer is formed by applying the present invention, such problems can be effectively avoided or suppressed.
[0018]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 shows the appearance of a urethral stent 30 according to one embodiment of the present invention. The urethral stent 30 is formed by processing a shape memory alloy wire into a coil shape. As shown in FIG. 2, the shape memory alloy wire W has a central portion 50 made of a Ti—Ni-based shape memory alloy. As is well known, the Ni-Ti alloy is based on a composition in the vicinity of Ni: Ti = 1: 1 (atomic ratio), and optionally converts part of Ni and / or Ti to V, Cr, Mn, Fe, Co. , Al, Si, Cu, Pt, Pd, Au and the like. In the Ni-Ti alloy, the transformation temperature depends on the Ni concentration, and can be variously adjusted by the heat treatment conditions and the types and amounts of the added elements.
[0019]
A Ti-Ni-based shape memory alloy normally undergoes a one-stage transformation reversibly between a parent phase on the high temperature side and a martensite phase on the low temperature side. Three phases: a martensite phase, an intermediate phase commonly referred to as an R phase formed on the higher temperature side (also referred to herein as a kind of martensite phase), and a mother phase formed on the highest temperature side. It is known that transformation takes place in approximately two stages between phases. In the present invention, for the sake of simplicity, the start temperature of the positive transformation first appearing at the time of temperature decrease is defined as Ms point, and the end temperature is defined as Mf point regardless of the existence of the R phase. In addition, the As point and the Af point mean the start temperature and the end temperature of the reverse transformation from the low-temperature phase to the high-temperature phase, respectively. In the following, when the Ms point, the Mf point, the As point, the Af point, and the like are collectively referred to as “transformation temperature”. The transformation temperature is determined from a cooling and heating curve by Differential Scanning Calorimetry (DSC) specified in JIS: H7101. The Ms point and the Mf point were determined by the endothermic peak appearing in the cooling curve, and the As point and the Af point were determined by the exothermic peak appearing in the heating curve, both of which were the extension of the baseline of the curve and the extension of the maximum slope of the peak. Determined as the intersection.
[0020]
Above the Af point, the urethral stent 30 has the Ti-Ni-based alloy in a matrix state, and as shown in FIG. 1B, returns to the memorized shape given at the time of processing. In FIG. 1, this shape has a cylindrical main body 2 and an enlarged diameter portion 1 that is larger in diameter than the main body 2. In FIG. 1, the enlarged diameter portion 1 has a conical shape connected to one end of the main body portion 2, but is not limited thereto. When cooling is performed from this state to a temperature equal to or lower than the Mf point, the entire Ti—Ni-based alloy constituting the urethral stent 30 is transformed into a martensite phase. The martensitic phase is generated in a form in which the matrix lattice is distorted in a quasi-shearing manner, but is formed by combining martensitic siblings (variants) of various orientations. The state shown in FIG. 1B is substantially maintained.
[0021]
When an external force is applied to the urethral stent 30 in this state, the stent 30 is deformed in the direction of the external force. This deformation remains even after the external force is removed, and is similar to plastic deformation. However, this is not mainly due to slip deformation of the crystal like general plastic deformation, and the variant with the orientation that gives the largest strain to the direction of the deformation load grows while eating variants in other orientations It is known that this is based on a twinning deformation mechanism unique to a shape memory alloy. As long as the applied external force does not exceed the yield stress of the martensite phase, the deformation proceeds exclusively based on this twin deformation mechanism, and the urethral stent 30 can be deformed to a desired shape. For example, as shown in FIG. 1A, the diameter of the enlarged diameter portion 1 can be reduced to the same diameter as the main body portion 2, or the coil can be elongated in the axial direction to reduce the diameter. In addition, the coil can be released to return to the wire state.
[0022]
When the temperature is increased from the deformed state to reach the As point, the martensitic phase starts reverse transformation to the parent phase, and the reverse transformation is completed at the point Af. It is known that in a Ti—Ni-based shape memory alloy, any variant returns to the parent phase in the original orientation at the time of reverse transformation, and can be returned to the memory shape of FIG.
[0023]
In the present embodiment, in the memory shape of FIG. 1B, the diameter of the enlarged diameter portion 1 is such that the diameter of the conical bottom is about 10 to 20 mm (for example, 15 mm) and the length is about 3 to 10 mm (for example, 5 mm). The main body 2 has a diameter of about 5 to 12 mm (for example, 7 mm) and a length of about 20 to 50 mm (for example, 30 mm).
[0024]
The insertion and placement of the urethral stent of the present invention configured as described above in the prostatic urethra of the human body is performed as follows. First, the urethral stent 30 is mounted on the outer periphery of the balloon catheter 5 as shown in FIG. Then, the balloon catheter 5 is inserted into the urethra 10 as shown in FIG. 6, so that the balloon portion 5a reaches the inside of the bladder 11. When water is injected into the balloon catheter 5 in this state, the balloon portion 5a expands and swells from the distal end of the urethral stent 30. Then, when the balloon catheter 5 is slightly pulled in the removing direction, the balloon section 5a hits the bladder neck 11a as shown in FIG. It can be positioned at the portion 11a.
[0025]
Next, when the water in the balloon catheter 5 is drained to dissipate the balloon and the temperature of the urethral stent 30 is raised to the point Af or higher, the shape changes as shown in FIG. And the main body 2 is located in the prostatic urethra 10a. Then, when the balloon catheter 5 is pulled out from the urethra 10 in this state, the urethral stent 30 can be placed while being extended in the prostatic urethra of the human body.
[0026]
As a method of raising the temperature of the urethral stent 30 to a temperature equal to or higher than the Af point, various patterns are possible by setting the transformation point of the shape memory alloy. First, as shown in FIG. 4 (1) (dotted line represents body temperature), when the Af point is set to be lower than the body temperature (for example, 35 to 36 ° C .: in this case, the As point can be set to, for example, about 26 to 28 ° C.). 8) When the water in the balloon catheter 5 is drained, the urethral stent 30 is heated by the body temperature and becomes higher than the Af point.
[0027]
On the other hand, as shown in FIG. 4 (2) or (2) ′, the Af point can be set to be higher than the body temperature (for example, 38 to 45 ° C., preferably 41 to 43 ° C.). In this case, warm water is injected into the balloon catheter 5 to force the urethral stent 30 to the Af point or higher to return to the memory shape. In this case, if at least the parent phase state of the shape memory alloy does not remain after the hot water is discharged, the urethral stent 30 is softened by martensitic transformation, and the fixing effect in the urethra is impaired. Therefore, it is necessary to set at least the Mf point of the shape memory alloy below the body temperature, and it is desirable to set the Ms point below the body temperature.
[0028]
On the other hand, when the indwelling of the urethral stent 30 becomes unnecessary or is to be replaced, it can be taken out from the prostatic urethra as follows. First, the balloon catheter 5 is inserted from the urethra 10, and the balloon catheter 5 is inserted into the urethral stent placed in the prostatic urethra 10a. Then, cold water is injected into the balloon catheter 5 to lower the temperature of the urethral stent 30 below the Mf point. Then, the urethral stent 30 made of a shape memory alloy is in a martensitic phase state that can be freely deformed, and can be elongated to have a thin cylindrical shape, or can be unwrapped into a thin wire as shown in FIG. 7 and taken out through the urethra. it can. The Mf point is preferably set at, for example, 10 to 30 ° C. (preferably 20 to 30 ° C.) so that cooling can be surely performed by cold water to be injected. When the Af point is set to be higher than the body temperature, if the urethral stent 30 is heated to the body temperature so that the reverse transformation does not occur after the cold water in the balloon catheter 5 is discharged, the urethral stent 30 It can be said that it is convenient for taking out. In this case, it is desirable to set the As point to be equal to or higher than the body temperature (for example, 37 to 39 ° C.).
[0029]
Returning to FIG. 2, the shape memory alloy wire W constituting the urethral stent 30 has a structure in which the outer peripheral surface of the central portion 50 made of a Ti—Ni-based alloy is covered with a silver plating layer 53 that is an Ag-based coating layer. are doing. When the urethral stent 30 is placed in the urethra, the silver-plated layer 53 lowers the zeta potential on the surface of the wire in contact with urine to the negative side, and prevents sediment contained in urine from coagulating and adhering to form a crust. It is for suppressing. Further, as shown in FIG. 3, the silver plating layer 53 covers the Ti oxide layer 51a formed on the surface of the Ti—Ni-based alloy to appropriately suppress the biocompatibility, and the urethral stent 30 It also plays a role in avoiding the problem of adhesion or incorporation into the inner wall.
[0030]
In FIG. 3, the thickness t1 of the Ag plating layer 53 is desirably 0.01 μm or more so that the scab adhesion effect and the bioaffinity alleviating effect can be sufficiently exhibited. On the other hand, it is necessary to set the upper limit of the thickness t1 of the Ag plating layer 53 so that the shape recovery of the central portion 50 made of the Ti—Ni-based alloy of the excessively thick Ag plating layer 53 is not hindered. In addition, the wire diameter of the central portion 50 made of a Ti-Ni-based alloy can form a passage for urine discharge with a sufficient size, and sufficiently secure the elastic engagement force of the urethral stent 30 into the urethra. For example, it is appropriately adjusted in a range of about 0.1 mm to 1 mm so as to be able to do so.
[0031]
In FIG. 2, a low Ni layer 51 having a lower Ni content than the central portion 50 is formed outside the central portion 50. The low Ni layer 51 is formed by selectively eluting Ni from the surface layer of the Ti—Ni-based alloy wire by pickling treatment described later. As a result, a gradient alloy layer 51b is formed in which the Ni concentration gradually decreases from the center portion 50 side to the Ag plating layer 53 side in the radial direction of the cross section of the wire, and the Ni concentration becomes substantially zero at the boundary side with the Ag plating layer 53. Has become. On the other hand, in the gradient alloy layer 51b, the Ti concentration gradually increases from the center 50 toward the Ag plating layer 53 in response to the elution of the Ni component. A Ti-based oxide film 51a is formed at a boundary between the gradient alloy layer 51b and the Ag plating layer 53. The thickness of the Ti-based oxide film 51a is, for example, 30 to 50 °. An Au strike plating layer 52 as an auxiliary coating layer is formed between the Ti-based oxide film 51a and the Ag plating layer 53 with a thickness of about 0.005 to 0.02 μm (for example, 0.01 μm).
[0032]
The low Ni layer 51 has a function of suppressing the elution of the Ni component from the center 50 side to the outside of the stent. It is desirable that the thickness t3 of the low Ni layer 51 be adjusted, for example, in the range of 0.5 to 100 μm. The composition and thickness of each layer as described above are determined by Auger Electron Spectroscopy (AES) or X-ray Photoelectron Spectroscopy (X-ray Photoelectron Spectroscopy: XPS) while etching in the layer thickness direction. An analysis can be performed to identify them.
[0033]
Hereinafter, a method for manufacturing the urethral stent 30 will be described. As shown in FIG. 10A, a Ti—Ni alloy wire W ′ manufactured by rolling or wire drawing is subjected to winding processing so as to have a memory shape of a stent. Specifically, the wire W ′ is wound in a coil shape around the core C having the main body portion core portion C2 and the enlarged diameter portion core portion C1. The main body portion core portion C2 and the enlarged diameter portion core portion C1 have outer peripheral surface shapes corresponding to the inner peripheral surfaces of the main body portion 2 and the enlarged diameter portion 1 of the stent 30 to be obtained, respectively. Although not shown, a spiral groove for winding and holding the wire at a predetermined pitch is formed on the outer peripheral surface. The base end of the wire W ′ is clamped using a bolt or the like to a clamp portion CP formed at one end of the core C, and wound around the groove of the core C with an appropriate tension, as shown in FIG. In this way, the terminal end is similarly fixed to another clamp CP formed at the other end of the core C.
[0034]
Then, a heat treatment for shape memory is performed with the wire W ′ wound around the core C. By doing so, the shape return force can be greatly increased. The heat treatment temperature is appropriately adjusted, for example, in the range of 400 to 500 ° C. so as to obtain each transformation point to be set. When the heat treatment temperature is changed for alloys having the same composition, the transformation temperature hysteresis (As-Ms) may change, and when each transformation point (Ms, Mf, As, Af) cannot be adjusted in a desired range due to this effect. For example, the respective transformation points can be adjusted by using together a method of adjusting the Ni content and the amount of other additional elements.
[0035]
The coil 30 ′ whose transformation point is adjusted by the heat treatment is subjected to an acid treatment in order to form the low Ni layer 51. As the acid to be used, for example, a mixed acid of nitric acid and hydrofluoric acid can be used. As shown in FIG. 11A, the acid is immersed at room temperature for an appropriate time to form the Ti—Ni alloy forming the coil 30 ′. Ni elutes from the surface layer of the wire to form a low Ni layer 51 composed of the gradient alloy layer 51b and the Ti-based oxide film 51a in the above-described thickness range. The inner layer portion not affected by Ni elution forms the central portion 50 described above.
[0036]
Then, as shown in FIG. 11B, an Au strike plating layer 52 is formed on the surface of the wire on which the low Ni layer 51 has been formed by electrolytic plating using a known cyan strike bath. When performing electrolytic plating, as shown in FIG. 10C, in order to uniformly deposit a plating layer on the entire surface of the wire forming the coil, the coil 30 'is stretched in the axial direction to appropriately set the winding interval. Spread and barrel plating as shown in FIG. Barrel plating is well known, but the outline is as follows. That is, the coil 30 ′ and the conductive medium 104 for current distribution are put in a rotating container 101 which is made permeable by a perforated plate or the like, and immersed in a plating bath together with the cathode electrode 102 to form the anode electrode 103. To face. In this state, a plating layer can be formed on the surface of the coil 30 ′ by applying DC current between the electrodes 102 and 103 by the plating power supply 105 while rotating the rotating container 101 by the motor 105. If this plating is performed below the Mf point (for example, at room temperature), the coil 30 'is deformed because it is soft. However, if the coil 30' is taken out after plating and heated above the Af point, it can be restored to the memorized shape.
[0037]
After the formation of the Au strike plating layer 52, the plating bath is changed to a known Ag plating bath (for example, a cyanide Ag plating bath), and barrel plating is performed in the same manner as in FIG. 10D, as shown in FIG. 11C. An Ag plating layer 53 is formed. Although the thickness of the Ag plating layer 53 can be adjusted in the range of 0.01 to 100 μm, in the present embodiment, the low Ni layer 51 is formed as a base, and the Ag plating layer itself is a main part of the Ni elution suppressing function. Since it is not necessary to carry the Ag plating layer 53, the Ag plating layer 53 can be formed as thin as possible within a range in which the effect of suppressing scab adhesion and the effect of covering the Ti-based oxide film 51a for suppressing biocompatibility can be sufficiently ensured. (For example, 0.01 to 10 μm, desirably 0.1 to 5 μm). This is economical because expensive Ag can be saved, and at the same time, it is advantageous in that it does not hinder the wire shape return operation.
[0038]
When the plating is completed, the urethral stent 30 shown in FIG. 1 is completed by taking out, washing and drying. Note that the Ag plating layer 53 may be formed first on the wire, and then the memory heat treatment may be performed.
[0039]
The Ag plating layer 53 can be formed by electroless plating using a silver mirror reaction or the like as long as it is a thin film, in addition to the electrolytic plating described above. Further, instead of the chemical plating treatment, physical vapor plating such as vacuum evaporation or sputtering can be used. Further, a mechanical plating method as shown in FIG. 12 can be used. This is a kind of blast processing in which the projection particles 201 having the Ag layer 203 formed on the surface of the core material 202 made of Fe-based metal or the like are projected together with the airflow from the injection nozzle Nz, as shown in FIG. Thereby, metal Ag is transferred and deposited from the Ag layer 203 on the surface of the wire W, and the Ag plating layer 53 is formed. This method is advantageous in that pretreatment and the like are simpler than electrolytic plating and the like, and the Ag plating layer 53 can be formed at low cost.
[0040]
As mentioned above, although the embodiment of the urethral stent of the present invention has been described, the present invention is not limited to this, and various improvements and modifications can be made without departing from the description of the claims. These naturally belong to the present invention. Hereinafter, a specific example will be described.
[0041]
FIG. 13 shows an example in which the low Ni layer is formed as a low Ni layer having a constant composition, for example, a Ti sputtered layer 55, instead of the layer mainly composed of the gradient alloy layer 51b shown in FIGS. In this case, an auxiliary coating layer 52 and an Ag plating layer 53 similar to those in FIG. 2 are formed on the surface of the Ti sputtering layer 55.
[0042]
FIG. 14 shows an example in which the low Ni layer is abolished, and the Ag plating layer 53 is formed as a thick film (for example, 10 μm to 100 μm) so that the Ag plating layer 53 itself has a main part of the Ni elution suppressing function. is there.
[0043]
FIG. 15 shows an example in which the Ag-based coating layer is not formed as an Ag plating layer made of metal Ag but as an Ag-based inorganic compound layer 153 capable of eluting Ag ions. For example, an AgO film may be formed by high frequency sputtering or the like. However, since the Ag elution effect is relatively small, for example, Ag in which boric acid-based or phosphoric acid-based soluble glass is mixed with Ag ions at a predetermined ratio is used. It is desirable to constitute as a system soluble glass coating layer. In this case, it is desirable to keep the layer thickness to a small value of 1 μm or less so as to be able to follow and deform the wire. In the present embodiment, the Ag-based inorganic compound layer 153 is formed on the low Ni layer 51 as in FIGS. 2 and 3; however, the present invention is not limited to this.
[0044]
FIG. 16 shows Ag in which Ag-based particles 183b made of a metal-based Ag or an Ag-based inorganic compound such as the above-mentioned soluble glass are dispersed and mixed in a matrix 183a made of a polymer material (for example, polypropylene, polystyrene, epoxy resin, etc.). This is an example in which a system polymer coating layer 183 is formed. Such an Ag-based polymer coating layer 183 can be easily formed by applying a paint containing the Ag-based particles 183b and the polymer material and a solvent to the surface of the wire.
[0045]
FIG. 17 shows an example in which the Ag-based coating layer is formed as an Ag-based diffusion layer. Here, a very thin Ag plating layer 253a is formed on the surface of the low Ni layer 51 by, for example, a silver mirror reaction and the like, and the Ag plating layer 253a is diffused and permeated into the surface layer of the low Ni layer 51 by heat treatment. An Ag-based diffusion layer 253 that covers the Ni layer 51 is formed.
[0046]
The overall shape of the urethral stent 30 is not limited to the embodiment shown in FIG. 8. For example, instead of the enlarged diameter portion 1 engaging with the bladder head, as shown in FIG. The enlarged diameter portion 13 may be formed between the sphincter and the sphincter (the shape of the stent itself is similar to the one shown in FIG. 8 upside down). FIG. 19 shows an example of a stent having two enlarged diameter portions 1 and 13 shown in FIGS. 8 and 18. FIG. 20 shows an example in which the enlarged diameter portion 23 is formed at an intermediate position in the axial direction of the main body 2 (corresponding to the prostate position).
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view showing an external shape of a urethral stent according to an embodiment of the present invention, in one form below the Mf point and in a memory shape above the Af point.
FIG. 2 is a diagram schematically showing a cross-sectional structure of a wire used for the stent of FIG. 1;
FIG. 3 is a diagram schematically showing a relationship between a main part of a cross section in FIG. 2 and distributions of Ti concentration and Ni concentration.
FIG. 4 is a schematic diagram of a DSC curve showing a transformation point of a Ti—Ni-based shape memory alloy.
FIG. 5 is an explanatory view of a method of using the urethral stent of FIG. 1;
FIG. 6 is an explanatory view following FIG. 5;
FIG. 7 is an explanatory view following FIG. 6;
FIG. 8 is an explanatory view following FIG. 7;
FIG. 9 is an explanatory view following FIG. 8;
FIG. 10 is an explanatory view of a manufacturing process of the urethral stent of FIG. 1.
FIG. 11 is an explanatory view following FIG. 10;
FIG. 12 is a view showing a modification of the method of forming the Ag plating layer.
FIG. 13 is a schematic cross-sectional view showing a first modification of the cross-sectional structure of the wire rod of the stent of the present invention.
FIG. 14 is a schematic sectional view showing a second modified example.
FIG. 15 is a schematic cross-sectional view showing a third modified example.
FIG. 16 is a schematic sectional view showing a fourth modified example.
FIG. 17 is a schematic cross-sectional view showing a fifth modification.
FIG. 18 is a diagram showing a first modified example of the entire form of the urethral stent in a state of being worn on a human body.
FIG. 19 is a diagram showing a second modified example.
FIG. 20 is a diagram showing a third modified example.
[Explanation of symbols]
30 urethral stent
W Shape memory alloy wire
51 Low Ni layer
52 Au strike plating layer (auxiliary coating layer)
53 Ag plating layer (Ag-based coating layer)
153 Ag-based inorganic compound layer (Ag-based coating layer)
183 Ag-based polymer coating layer
253 Ag-based diffusion layer (Ag-based coating layer)
