JP2005027840A - 生体軟組織用医療用具 - Google Patents
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Abstract
【課題】生体軟組織に良くなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、生体への影響が少ないと考えられ、低細胞毒性であり、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することができる生体軟組織用医療用具を提供すること。
【解決手段】生体軟組織に直接または間接に接触して使用され、適用時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける生体軟組織用医療用具である。この生体軟組織用医療用具における歪を受ける部位が、Ｎｉを含有しない非晶質合金で構成してあり、前記非晶質合金の比例限界伸びが１．５％以上あり、ヤング率が１００ＧＰａ以下である。
【選択図】 図１
【解決手段】生体軟組織に直接または間接に接触して使用され、適用時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける生体軟組織用医療用具である。この生体軟組織用医療用具における歪を受ける部位が、Ｎｉを含有しない非晶質合金で構成してあり、前記非晶質合金の比例限界伸びが１．５％以上あり、ヤング率が１００ＧＰａ以下である。
【選択図】 図１
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、循環器系医療用具や消化管系医療用具などの生体軟組織用医療用具に関する。
【０００２】
【従来の技術】
高齢化などによって医療費が増大してきており、医療の合理化と軽費医療が望まれている。これに伴い、開胸手術、開心術等のような大手術から低侵襲的手術に移行することが望まれ、長期入院を要する手術から日帰りできる手術へとの移行が望まれている。このような低侵襲的手術では、カテーテル等を用いた、インターベンシュナルラジオロジーが主流に成っている。
【０００３】
このような低侵襲的手術では、例えば、ガイドワイヤー、ステント、ステントグラフト、塞栓コイル、スタイレット、スネアー、バスケット、生検ブラシ、ＩＶフィルター、動脈管開存塞栓材等の医療用具が用いられる。
【０００４】
これらの医療用具は、生体の軟組織に直接或いは間接に接触して使用される。なお、生体の軟組織とは、歯、骨格等の硬質の組織を除き、心臓・血管、食道・胃・腸・肝臓等の消化器、気管・肺、脳神経の如く、外力に対し大きな変形を受ける生体組織を言う。
【０００５】
このような生体軟組織用医療用具では、大きな外力を継続的に支える必要がないが、長期にわたって、柔らかく組織に力を及ぼし続ける必要のある場合が多く、また、これを低侵襲的に適用するとき、挿入時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける。この歪に対して変形せず、機能を発揮することが必要である。
この要求に応えるため、従来、ＮｉＴｉ超弾性合金等の材料を用いることが多い。しかしながら、生体に留置されて使用される医療用具にあっては、低毒性とともに、組織適合性、血液接触適合性などが要求される。もちろん、これは単に材料のみではなく、表面性状などの改質により改良しやすい。しかし、長期にわたり生体内に埋め込まれる医療用具にあっては、表面修飾物質は分解し、ベースの金属本来の性質が現れることが多い。特に、脳循環を含む心臓血管系に用いられる医療用具にあっては、電解質である血液と接触が起こり、耐腐食性も強く要求される。
【０００６】
従来、医療用具のベースとなる金属としては、耐食性の面から、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３１６などの材料が多く用いられている。たとえば医療用具の１つであるステントは、通常、ステンレスで構成される（下記の特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５など）。また、最近では、医療用具を、ＮｉＴｉ超弾性合金で構成しようとする試みも知られている。
【０００７】
しかしながら、これらの金属材料は、含有されるＮｉによる生体への影響が問題視される報告があり、現在、Ｎｉを含まず、かつ、体内で耐食性の良い金属材料が求められている。一般的には、耐食性の点からはＴｉおよびＴｉ合金が用いられることが多いが、これらは、一般的に硬く、生体軟組織に留置しにくいばかりでなく加工性が悪いことが多い。
【０００８】
なお、下記の特許文献６に示すように、高耐食性を持ち、加工性に優れた非晶質合金が提案されている。しかしながら、この特許文献６に開示してある非晶質合金は、Ｎｉを含んでも良い非晶質合金であると共に、組成範囲が広すぎて、生体軟組織用医療用具として用いることが適当ではない合金組成も含んでいる。
【０００９】
【特許文献１】特開平９−１１７５１２号公報
【特許文献２】特開平１１−９９２０７号公報
【特許文献３】特表平１２−５０１３２８号公報
【特許文献４】特開平７−５３１号公報
【特許文献５】特開平１２−５３２１号公報
【特許文献６】特公平７−１２２１２０号公報
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、このような実状に鑑みてなされ、生体軟組織に良くなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、生体への影響が少ないと考えられ、低細胞毒性であり、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することができる生体軟組織用医療用具を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明者等は、上記目的を達成するために鋭意検討した結果、特定組成の非晶質合金が、低ヤング率で、生体軟組織によくなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、安全性が高く、低侵襲的に適用する場合に、挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することを見出し、本発明を完成させるに至った。
【００１１】
すなわち、本発明に係る生体軟組織用医療用具は、
生体軟組織に直接または間接に接触して使用され、適用時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける生体軟組織用医療用具であって、
少なくとも前記歪を受ける部位が、Ｎｉを含有しない非晶質合金で構成してあり、前記非晶質合金の比例限界伸びが１．５％以上あり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であることを特徴とする。
【００１２】
なお、比例限界伸びとは、材料に外力が加わった後、外力が開放されると、元の形状を回復し、永久歪を起こさない限界の歪量のことを言う。
【００１３】
好ましくは、少なくとも体積率５０％以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金で、下記一般式（１）で示される組成を有するアモルファス合金であって、一般式（１）がＭ１ａＭ２ｂＭ３ｃＭ４ｄＭ５ｅであり、
但し、Ｍ１はＺｒ、Ｈｆ及びＴｉから選ばれる１種、２種又は３種の元素、Ｍ２はＣｕ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｍｎ、Ｎｂ、Ｖ、Ｃｒ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｓｎ、及びＧａよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ３はＢ、Ｃ、Ｎ、Ｐ、Ｓｉ及びＯよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ４はＴａ、Ｗ及びＭｏよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ５はＡｕ、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｇよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅはそれぞれ原子％で、２５≦ａ≦８５、１５≦ｂ≦７５、０≦ｃ≦３０、０≦ｄ≦１５、０≦ｅ≦１５である。
【００１４】
更に、好ましくは、前記非晶質合金は、Ｚｒ、Ａｌ及びＣｕから成る三元系合金を主成分とし、前記主成分中にＺｒが、４０原子％〜５５原子％、Ａｌが５原子％〜１５原子％、Ｃｕが３０原子％〜５０原子％含まれ、前記合金を構成するＺｒ、Ａｌ及びＣｕの内の一部がＨｆ、Ｔｉ、Ｆｅ及びＣｏのいずれかに置き換えられることができる。
【００１５】
従来、弾性率が低く柔軟で、比例限界伸びが１．５％以上の材料は少なく、僅かにＮｉＴｉ超弾性材料などが、１．５％以上の比例限界伸びを有している。しかしながら、実用的な超弾性合金であるＮｉＴｉ合金は、およそ５０％のＮｉを含み、患者によっては、生体への長期留置安全性が課題になっている。
【００１６】
本発明の医療用具を構成する非晶質合金は、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、本発明の非晶質合金は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮する。また、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００１７】
本発明の生体軟組織用医療用具の具体的な用途は、特に限定されず、心臓血管系留置治療医療用具のみならず、たとえばスタイレット、スネアー、バスケット、生検ブラシなどのように消化器内視鏡的手技に用いる医療用具、或いは、ガイドワイヤーなど、インターベンショナルラジオロジー関連の処置具などの用途にも有効である。これらは、比較的細いカテーテル内腔や内視鏡内腔を通して、湾曲する生体管状器官に送り込まれ、そこで機能を発揮し、取り出される過程で、比較的大きな歪を受け、また、管状体組織内面等を傷つけないことが要求される。
【００１８】
本発明の生体軟組織用医療用具は、心臓血管系留置治療医療用具として用いられる。この医療用具としては、特に限定されないが、たとえばステント、ステントグラフト、塞栓コイル、あるいは心房中核欠損・動脈管開存在症などの先天性奇形治療用補綴材などが例示される。
【００１９】
これらの医療用具は、線径あるいは箔の厚さが０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍ程度であり、Ｒ＝５０ｍｍ程度に曲げられると想定すると、歪量が１．５〜５％程度と推定される。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を、図面に示す実施形態に基づき説明する。
図１は本発明の１実施形態に係るステントの概略斜視図、
図２（Ａ）および図２（Ｂ）はステントの使用状態を示す要部断面図、
図３は本発明の他の実施形態に係る欠損補綴材の概略斜視図である。
【００２１】
第１実施形態
図１に示すように、本実施形態に係る循環器系医療用具としてのステント２は、生体の管腔内に留置される全体として略円筒形状のステントであって、第１ステント要素４と第２ステント要素６とを有する。第１ステント要素４および第２ステント要素６が、医療用具本体を構成する。
【００２２】
第１ステント要素４は、周方向に沿って存在し、外径が拡張可能な形状を持ち、外径が拡張された後には潰れ難い材質で構成してある。外径が拡張可能な形状としては、特に限定されないが、具体的には、円周方向に沿って波形形状、山谷形状、サイン・コサインカーブ形状、ジグザグ形状、連珠状、鋸歯形状、パルス形状、またはこれらの組み合せ、またはその他の繰り返し形状などでも良い。
【００２３】
本実施形態では、第１ステント要素４は、特定の非晶質合金で構成してある。この非晶質合金は、少なくとも体積率５０％以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金で、下記一般式（１）で示される組成を有するアモルファス合金であって、一般式（１）がＭ１ａＭ２ｂＭ３ｃＭ４ｄＭ５ｅであり、
但し、Ｍ１はＺｒ、Ｈｆ及びＴｉから選ばれる１種、２種又は３種の元素、Ｍ２はＣｕ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｍｎ、Ｎｂ、Ｖ、Ｃｒ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｓｎ、及びＧａよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ３はＢ、Ｃ、Ｎ、Ｐ、Ｓｉ及びＯよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ４はＴａ、Ｗ及びＭｏよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ５はＡｕ、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｇよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅはそれぞれ原子％で、２５≦ａ≦８５、１５≦ｂ≦７５、０≦ｃ≦３０、０≦ｄ≦１５、０≦ｅ≦１５である。
【００２４】
更に、好ましくは、前記非晶質合金は、Ｚｒ、Ａｌ及びＣｕから成る三元系合金を主成分とし、前記主成分中にＺｒが、４０原子％〜５５原子％、Ａｌが５原子％〜１５原子％、Ｃｕが３０原子％〜５０原子％含まれ、前記合金を構成するＺｒ、Ａｌ及びＣｕの内の一部がＨｆ、Ｔｉ、Ｆｅ及びＣｏのいずれかに置き換えられることができる。
【００２５】
図１に示すように、第２ステント要素６は、軸方向に配置された複数の前記第１ステント要素４を軸方向に接続するためのステント要素であり、本実施形態では、第１ステント要素と同じ材質で構成してある。
【００２６】
第１ステント要素４の幅および／または厚みは、好ましくは３０〜４００μｍ、さらに好ましくは５０〜１００μｍであり、第２ステント要素６の幅および／または厚みは、好ましくは２０〜１００μｍ、さらに好ましくは３０〜６０μｍである。各第１ステント要素４を構成する繰り返し単位の軸方向単位長さＬｌは、特に限定されないが、好ましくは０．５〜５ｍｍ、さらに好ましくは０．８〜２ｍｍである。第２ステント要素６の軸方向長さＬ２は、特に限定されないが、好ましくは０．５〜５ｍｍ、さらに好ましくは１．５〜３ｍｍである。なお、第２ステント要素６は、必ずしもステントの中心軸に平行な直線である必要はなく、斜めの直線、曲線、またはこれらの組み合わせ形状であっても良い。
【００２７】
本実施形態では、第２ステント要素６は、第１ステント要素４よりも、周方向に沿って疎に配置してある。たとえば第１ステント要素４の周方向に、第２ステント要素６を２〜６個を配置することが好ましい。また、第２ステント要素６は、第１ステント要素４における繰り返し単位の山部同士を接続しても良いし、谷部同士、または山部と谷部とを接続しても良く、また、山谷の途中を接続しても良い。
【００２８】
ステント２の全体の寸法は、使用目的などに応じて適宜決定され、特に限定されないが、たとえば冠状動脈治療用に用いる場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは２〜５ｍｍ、軸方向長さは１５〜４０ｍｍである。また、末梢血管治療用ステントの場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは３〜１０ｍｍ、軸方向長さは１５〜４０ｍｍである。また、大動脈治療用ステントの場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは５〜３０ｍｍ、軸方向長さは３０〜１００ｍｍである。
【００２９】
ステント２を構成する第１ステント要素４および第２ステント要素６の表面は、メッキ膜および／または生体適合性コーティング膜で被覆しても良い。生体適合性を向上させるためである。また、メッキ膜としては、白金または金メッキ膜が用いられる。生体適合性コーティング膜としては、特に限定されないが、たとえばポリエチレンなどのオレフィン類、ポリイミドやポリアミドなどの含窒素ポリマー、シロキサンポリマーなど、医療用として用いられる通常のポリマーなどが用いられる。また、コーティング膜としては、ポリマーに限定されず、炭化珪素、パイロライトカーボンやダイアモンドライクカーボンなどのカーボンなど、無機物のコーティング膜であっても良い。さらに、ステント２の表面を、親水化処理しても良いし、ステント２の表面に、酵素や生体成分、あるいは再狭窄を防止する薬剤を固定しても良い。これらの膜厚は、特に限定されないが、メッキ膜の膜厚は、たとえば０．０５〜５μｍ程度であり、生体適合性コーティング膜の膜厚は、０．１〜１０μｍ程度、好ましくは０．５〜５μｍである。
【００３０】
次に、本実施形態のステントの製造方法について説明する。
まず、第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造する。この非晶質合金を製造するには、材料成分粉末を高周波溶解炉などで溶解し、その溶解した合金組成物をメルトスピン法、または鋳造法によってリボン材（箔帯）または、薄板に急冷し成形する。これらをＹＡＧレーザー溶接等によって、パイプ状に成形し、金属チューブ（厚みが５０〜４００μｍ）を形成する。
【００３１】
次に、この金属チューブを、ＹＡＧレーザあるいはファントム秒レーザなどで所定パターンに切削加工して、図１に示すステント２を得ることができる。
【００３２】
次に、本実施形態に係るステントの使用例を説明する。
図２（Ａ）に示すように、ステント２は、まず、半径方向に収縮状態で、バルーンカテーテル１２のバルーン部１０の外周に装着され、その状態で、バルーンカテーテル１２が血管２０などの体腔内部に挿入される。その後、ステントは、バルーンカテーテル１２のバルーン部１０と共に、最大で９０度以上に屈曲する血管２０の内部を通過し、最終的には、血管２０の狭窄部２２に到達する。本実施形態に係るステント２では、主として第２ステント要素６が、血管２０の屈曲形状に合わせて容易に屈曲し、目的とする狭窄部２２に位置させた後で、その元の形状を回復する。したがって、ステント２の屈曲追随性および挿入特性が向上する。
【００３３】
その後、図２（Ｂ）に示すように、バルーン部１０の拡張と共に狭窄部２２が拡張し、ステント２も同時に半径方向外方に拡張する。その後、バルーンカテーテル１２のみを血管２０内から抜き取り、拡張されたステント２のみを、拡張された狭窄部２２の内部に留置し、再狭窄を防止する。本実施形態では、ステント２における第１ステント要素４が、拡張後の狭窄部が元に戻ろうとする力を抑制する部分であり、容易には潰れない材質で構成してあるため、再狭窄を有効に防止することができる。
【００３４】
本実施形態では、第１ステント要素４および第２ステント要素６が、前記の非晶質合金で構成してあり、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、この非晶質合金から成る第１ステント要素４および第２ステント要素６は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、その挿入時において曲がりくねった血管を通過する際に生じる大変形で永久変形を起こさず、目的とする部位で適切に使用することができる。また、この非晶質合金から成る第１ステント要素４および第２ステント要素６は、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００３５】
なお、ステント２の具体的な形態は、図１に示すものに限定されず、螺旋状、六角形一重累積構造、六角形二重累積構造など、種々の形態が考えられる。
【００３６】
第２実施形態
図３に示すように、本実施形態に係る循環器系医療用具としての欠損補綴材３０は、メッシュを構成するワイヤ３２を有する。ワイヤ３２を編み込むことにより、図３に示すように、第１ディスク３４と第２ディスク３６と、これらの間に形成される凹部３８とが形成され、全体として鼓形状の医療用具本体が構成される。図３は、欠損補綴材３０が拡張された状態を示し、体腔壁４０に、たとえば先天的に形成された孔を塞ぐことが可能になっている。体腔壁４０の孔に通す前の状態の欠損補綴材３０は、外径が収縮された状態で、カテーテルなどにより体腔壁４０の孔に運ばれ、そこで拡張される。
【００３７】
本実施形態では、医療用具本体としてのワイヤ３２が、前記第１実施と同様な非晶質合金で構成してある。
【００３８】
本実施形態に係る欠損補綴材３０でも、ワイヤ３２が、前記の非晶質合金で構成してあり、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、この非晶質合金から成るワイヤ３２は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、その挿入時において曲がりくねった血管を通過する際に生じる大変形で永久変形を起こさず、目的とする部位で拡張して適切に使用することができる。また、この非晶質合金から成るワイヤ３２は、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００３９】
なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変することができる。
たとえば、医療用具としては、図示する実施形態に限定されず、種々の生体軟組織用医療用具が考えられる。
【００４０】
【実施例】
以下、本発明を、さらに詳細な実施例に基づき説明するが、本発明は、これら実施例に限定されない。
【００４１】
実施例１
まず、図１に示す第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造した。この非晶質合金を製造するために、材料成分の金属塊を高周波溶解炉で溶解し、母合金塊とした。これを、鋳造機で、再度、溶解、射出成形して板材に成形した。
【００４２】
この板材の主組成は、Ｚｒ、ＡｌおよびＣｕから成る三元系合金組成であり、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４５原子％含まれていた。これを薄板に成形加工し、その薄板をＹＡＧレーザー溶接等でパイプ状に成形し、押出加工などで金属チューブ（厚みが８０μｍで外径が３ｍｍで長さが１５ｍｍ）を形成した。
【００４３】
次に、この金属チューブを、ＹＡＧレーザで所定パターンに切削加工および化学研磨し、図１に示すステント２のサンプルを得た。
【００４４】
このステント２のサンプルについて、以下の評価を行った。
（１）ヤング率および比例限界伸び
サンプルを構成する線材について、ＪＩＳ（Ｚ−２２４１）に基づき、ヤング率および比例限界伸びを求めた。実施例１のヤング率は、１００ＧＰａ以下である８８ＧＰａであった。また、実施例１の比例限界伸びは、１．５％以上である２．２％であった。結果を表１に示す。
【００４５】
（２）耐食性試験
脱気したハンクス（Ｈａｎｋｓ）液中に、加工前の金属チューブをサンプルとして浸し、サンプルの分極試験を行った。
【００４６】
通常の体液循環環境での各試料の電位は、本分極曲線における自然浸漬電位（Ｅｏｐｅｎ）付近であると考えられる。そこで、自然浸漬電位（Ｅｏｐｅｎ）での材料の耐腐食性に相応する分極抵抗（Ｒｐ）をＥｏｐｅｎでの電流密度の傾きから求めた。結果を表２に示す。表２に示す実験は、ＪＩＳ Ｇ０５７９−１９８３に準拠し、Ｈａｎｋｓ液でのアノード分極試験として行った。Ｈａｎｋｓ液は、Ｎ２ガス／通気脱気、３１０Ｋの条件であった。なお、表２におけるＲｐは、分極抵抗であり、Ｅｏｐｅｎは自然浸漬電位であり、Ｖｖｓ．ＳＣＥは飽和カロメル電極基準の電位の単位であり、Ｅｐｉｔは孔食電位である。
【００４７】
表２に示すように、実施例１のサンプルを構成する材料のＲｐはステンレスよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例１のサンプルの不働態維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。
【００４８】
なお、ステンレスおよびＮｉ−Ｔｉ合金では、Ｎｉを含むために、生体内に長期間留置する生体軟組織用医療用具としては好ましくない。また、純Ｔｉは、一般的に硬く、生体軟組織に留置し難いと共に、加工性が悪い。
【００４９】
（３）挿入性
ステントのサンプルをデリバリーカテーテルに装着し、それを、生理食塩水中の疑似血管の内部に５回挿入し、挿入性が良好であることが確認できた。結果を表１に示す。
【００５０】
なお、疑似血管は、末梢血管から冠状動脈までを模擬した疑似血管であり、角度１１３度の曲折部が水平方向距離３０ｍｍおきに３個存在するジグザグ状の内径２．５ｍｍのシリコン製疑似血管であった。それぞれの曲折部における外側の曲率が１２ｍｍであり、内側の曲率が８ｍｍであった。
【００５１】
（４）圧壊強さ・柔軟さ
ステントのサンプルを、模擬冠状動脈の上からＲ＝２．５で１８０度曲げ、戻した後の潰れ具合を評価した。実施例１では、潰れが観察されなかった。潰れが観察されなかったものを、表１において、○で示し、潰れが観察されたものを表１において、×で示す。
【００５２】
【表１】
【００５３】
【表２】
【００５４】
実施例２
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、主成分中に、Ｚｒが５０原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４０原子％含まれているものとした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００５５】
実施例２のヤング率は、１００ＧＰａ以下である８５ＧＰａであった。また、実施例２の比例限界伸びは、１．５％以上である２．２％であった。実施例２のサンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例２のサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、実施例２でも、挿入性が、良好であった。さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、実施例２でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００５６】
実施例３
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ｈｆが５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４０原子％含まれているものとした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００５７】
実施例３のヤング率は、１００ＧＰａ以下である９２ＧＰａであった。また、実施例３の比例限界伸びは、１．５％以上である２．０％であった。実施例３のサンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例３のサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、実施例３でも、挿入抵抗が、良好で、さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、実施例３でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００５８】
実施例４〜６
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、表１に示す組成とした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表１に示す。
【００５９】
これらの実施例ではヤング率は、１００ＧＰａ以下である９２〜９５ＧＰａであった。また、比例限界伸びは、１．５％以上である２．０％であった。サンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、これらのサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、いずれの実施例でも、挿入抵抗が、良好であった。さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、いずれの実施例でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００６０】
比較例１〜３
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、表１に示す組成とした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表１に示す。
【００６１】
これらの比較例では、ヤング率が１２０ＧＰａを越えたり、測定不能であったり、比例限界伸びが１．５％未満であったりして、柔軟性及び挿入性の点で、実施例１〜６に比較して劣っていた。
【００６２】
比較例４
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を、純チタンで形成した以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００６３】
この比較例のヤング率は、１１０ＧＰａであった。また、この比較例の比例限界伸びは、１０％であった。この比較例に係るステントは、変形に対する抵抗性が低く、挿入性、圧壊強さ、柔軟さの点で、実施例１〜６に比較して劣っていた。すなわち、純Ｔｉから成るステントは、一般的に硬く、生体軟組織に留置し難いことが確認された。また、純チタンでは、加工性が悪いと共に高価である。
【００６４】
実施例７
まず、図３に示すワイヤ３２から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造した。この非晶質合金を製造するために、材料成分粉末を高周波溶解炉で溶解し、その溶解した合金組成物を過冷却ゾーンから追い出し成形して線材に成形した。
【００６５】
この線材の主組成は、Ｚｒ、ＡｌおよびＣｕから成る三元系合金組成であり、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４５原子％含まれていた。これをさらに線引き加工し、線径５０μｍの線材を形成した。
【００６６】
次に、この線材を編み込み、図３に示すような鼓形状にし、内面にポリエチレンメッシュを固定し、図３に示す欠損補綴材３０のサンプルを得た。
【００６７】
この欠損補綴材３０のサンプルについて、実施例１と同様な評価を行った。 結果を表３に示す。
【００６８】
【表３】
【００６９】
実施例８〜１２
欠損補綴材３０のワイヤ３２を構成する非晶質合金を、表３に示す組成とした以外は、実施例７と同様にして欠損補綴材３０のサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表３に示す。実施例７と同様な結果が得られた。
【００７０】
比較例５〜７
欠損補綴材３０のワイヤ３２を構成する非晶質合金を、表３に示す組成とした以外は、実施例７と同様にして欠損補綴材３０のサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表３に示す。
【００７１】
これらの比較例では、ヤング率が１００ＧＰａを越えたり、比例限界伸びが１．５％未満であったりして、挿入性、安定性、圧壊強さの点で、実施例７〜１２に比較して劣っていた。
【００７２】
【発明の効果】
以上説明してきたように、本発明によれば、生体軟組織に良くなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、生体への影響が少ないと考えられ、低細胞毒性であり、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することができる生体軟組織用医療用具を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は本発明の１実施形態に係るステントの概略斜視図である。
【図２】図２（Ａ）および図２（Ｂ）はステントの使用状態を示す要部断面図である。
【図３】図３は本発明の他の実施形態に係る欠損補綴材の概略斜視図である。
【符号の説明】
２… ステント
４… 第１ステント要素
６… 第２ステント要素
１０… バルーン部
１２… バルーンカテーテル
２０… 血管
２２… 狭窄部
３０… 欠損補綴材
３２… ワイヤ
【発明の属する技術分野】
本発明は、循環器系医療用具や消化管系医療用具などの生体軟組織用医療用具に関する。
【０００２】
【従来の技術】
高齢化などによって医療費が増大してきており、医療の合理化と軽費医療が望まれている。これに伴い、開胸手術、開心術等のような大手術から低侵襲的手術に移行することが望まれ、長期入院を要する手術から日帰りできる手術へとの移行が望まれている。このような低侵襲的手術では、カテーテル等を用いた、インターベンシュナルラジオロジーが主流に成っている。
【０００３】
このような低侵襲的手術では、例えば、ガイドワイヤー、ステント、ステントグラフト、塞栓コイル、スタイレット、スネアー、バスケット、生検ブラシ、ＩＶフィルター、動脈管開存塞栓材等の医療用具が用いられる。
【０００４】
これらの医療用具は、生体の軟組織に直接或いは間接に接触して使用される。なお、生体の軟組織とは、歯、骨格等の硬質の組織を除き、心臓・血管、食道・胃・腸・肝臓等の消化器、気管・肺、脳神経の如く、外力に対し大きな変形を受ける生体組織を言う。
【０００５】
このような生体軟組織用医療用具では、大きな外力を継続的に支える必要がないが、長期にわたって、柔らかく組織に力を及ぼし続ける必要のある場合が多く、また、これを低侵襲的に適用するとき、挿入時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける。この歪に対して変形せず、機能を発揮することが必要である。
この要求に応えるため、従来、ＮｉＴｉ超弾性合金等の材料を用いることが多い。しかしながら、生体に留置されて使用される医療用具にあっては、低毒性とともに、組織適合性、血液接触適合性などが要求される。もちろん、これは単に材料のみではなく、表面性状などの改質により改良しやすい。しかし、長期にわたり生体内に埋め込まれる医療用具にあっては、表面修飾物質は分解し、ベースの金属本来の性質が現れることが多い。特に、脳循環を含む心臓血管系に用いられる医療用具にあっては、電解質である血液と接触が起こり、耐腐食性も強く要求される。
【０００６】
従来、医療用具のベースとなる金属としては、耐食性の面から、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３１６などの材料が多く用いられている。たとえば医療用具の１つであるステントは、通常、ステンレスで構成される（下記の特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５など）。また、最近では、医療用具を、ＮｉＴｉ超弾性合金で構成しようとする試みも知られている。
【０００７】
しかしながら、これらの金属材料は、含有されるＮｉによる生体への影響が問題視される報告があり、現在、Ｎｉを含まず、かつ、体内で耐食性の良い金属材料が求められている。一般的には、耐食性の点からはＴｉおよびＴｉ合金が用いられることが多いが、これらは、一般的に硬く、生体軟組織に留置しにくいばかりでなく加工性が悪いことが多い。
【０００８】
なお、下記の特許文献６に示すように、高耐食性を持ち、加工性に優れた非晶質合金が提案されている。しかしながら、この特許文献６に開示してある非晶質合金は、Ｎｉを含んでも良い非晶質合金であると共に、組成範囲が広すぎて、生体軟組織用医療用具として用いることが適当ではない合金組成も含んでいる。
【０００９】
【特許文献１】特開平９−１１７５１２号公報
【特許文献２】特開平１１−９９２０７号公報
【特許文献３】特表平１２−５０１３２８号公報
【特許文献４】特開平７−５３１号公報
【特許文献５】特開平１２−５３２１号公報
【特許文献６】特公平７−１２２１２０号公報
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、このような実状に鑑みてなされ、生体軟組織に良くなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、生体への影響が少ないと考えられ、低細胞毒性であり、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することができる生体軟組織用医療用具を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明者等は、上記目的を達成するために鋭意検討した結果、特定組成の非晶質合金が、低ヤング率で、生体軟組織によくなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、安全性が高く、低侵襲的に適用する場合に、挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することを見出し、本発明を完成させるに至った。
【００１１】
すなわち、本発明に係る生体軟組織用医療用具は、
生体軟組織に直接または間接に接触して使用され、適用時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける生体軟組織用医療用具であって、
少なくとも前記歪を受ける部位が、Ｎｉを含有しない非晶質合金で構成してあり、前記非晶質合金の比例限界伸びが１．５％以上あり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であることを特徴とする。
【００１２】
なお、比例限界伸びとは、材料に外力が加わった後、外力が開放されると、元の形状を回復し、永久歪を起こさない限界の歪量のことを言う。
【００１３】
好ましくは、少なくとも体積率５０％以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金で、下記一般式（１）で示される組成を有するアモルファス合金であって、一般式（１）がＭ１ａＭ２ｂＭ３ｃＭ４ｄＭ５ｅであり、
但し、Ｍ１はＺｒ、Ｈｆ及びＴｉから選ばれる１種、２種又は３種の元素、Ｍ２はＣｕ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｍｎ、Ｎｂ、Ｖ、Ｃｒ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｓｎ、及びＧａよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ３はＢ、Ｃ、Ｎ、Ｐ、Ｓｉ及びＯよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ４はＴａ、Ｗ及びＭｏよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ５はＡｕ、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｇよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅはそれぞれ原子％で、２５≦ａ≦８５、１５≦ｂ≦７５、０≦ｃ≦３０、０≦ｄ≦１５、０≦ｅ≦１５である。
【００１４】
更に、好ましくは、前記非晶質合金は、Ｚｒ、Ａｌ及びＣｕから成る三元系合金を主成分とし、前記主成分中にＺｒが、４０原子％〜５５原子％、Ａｌが５原子％〜１５原子％、Ｃｕが３０原子％〜５０原子％含まれ、前記合金を構成するＺｒ、Ａｌ及びＣｕの内の一部がＨｆ、Ｔｉ、Ｆｅ及びＣｏのいずれかに置き換えられることができる。
【００１５】
従来、弾性率が低く柔軟で、比例限界伸びが１．５％以上の材料は少なく、僅かにＮｉＴｉ超弾性材料などが、１．５％以上の比例限界伸びを有している。しかしながら、実用的な超弾性合金であるＮｉＴｉ合金は、およそ５０％のＮｉを含み、患者によっては、生体への長期留置安全性が課題になっている。
【００１６】
本発明の医療用具を構成する非晶質合金は、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、本発明の非晶質合金は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮する。また、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００１７】
本発明の生体軟組織用医療用具の具体的な用途は、特に限定されず、心臓血管系留置治療医療用具のみならず、たとえばスタイレット、スネアー、バスケット、生検ブラシなどのように消化器内視鏡的手技に用いる医療用具、或いは、ガイドワイヤーなど、インターベンショナルラジオロジー関連の処置具などの用途にも有効である。これらは、比較的細いカテーテル内腔や内視鏡内腔を通して、湾曲する生体管状器官に送り込まれ、そこで機能を発揮し、取り出される過程で、比較的大きな歪を受け、また、管状体組織内面等を傷つけないことが要求される。
【００１８】
本発明の生体軟組織用医療用具は、心臓血管系留置治療医療用具として用いられる。この医療用具としては、特に限定されないが、たとえばステント、ステントグラフト、塞栓コイル、あるいは心房中核欠損・動脈管開存在症などの先天性奇形治療用補綴材などが例示される。
【００１９】
これらの医療用具は、線径あるいは箔の厚さが０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍ程度であり、Ｒ＝５０ｍｍ程度に曲げられると想定すると、歪量が１．５〜５％程度と推定される。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を、図面に示す実施形態に基づき説明する。
図１は本発明の１実施形態に係るステントの概略斜視図、
図２（Ａ）および図２（Ｂ）はステントの使用状態を示す要部断面図、
図３は本発明の他の実施形態に係る欠損補綴材の概略斜視図である。
【００２１】
第１実施形態
図１に示すように、本実施形態に係る循環器系医療用具としてのステント２は、生体の管腔内に留置される全体として略円筒形状のステントであって、第１ステント要素４と第２ステント要素６とを有する。第１ステント要素４および第２ステント要素６が、医療用具本体を構成する。
【００２２】
第１ステント要素４は、周方向に沿って存在し、外径が拡張可能な形状を持ち、外径が拡張された後には潰れ難い材質で構成してある。外径が拡張可能な形状としては、特に限定されないが、具体的には、円周方向に沿って波形形状、山谷形状、サイン・コサインカーブ形状、ジグザグ形状、連珠状、鋸歯形状、パルス形状、またはこれらの組み合せ、またはその他の繰り返し形状などでも良い。
【００２３】
本実施形態では、第１ステント要素４は、特定の非晶質合金で構成してある。この非晶質合金は、少なくとも体積率５０％以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金で、下記一般式（１）で示される組成を有するアモルファス合金であって、一般式（１）がＭ１ａＭ２ｂＭ３ｃＭ４ｄＭ５ｅであり、
但し、Ｍ１はＺｒ、Ｈｆ及びＴｉから選ばれる１種、２種又は３種の元素、Ｍ２はＣｕ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｍｎ、Ｎｂ、Ｖ、Ｃｒ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｓｎ、及びＧａよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ３はＢ、Ｃ、Ｎ、Ｐ、Ｓｉ及びＯよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ４はＴａ、Ｗ及びＭｏよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ５はＡｕ、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｇよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅはそれぞれ原子％で、２５≦ａ≦８５、１５≦ｂ≦７５、０≦ｃ≦３０、０≦ｄ≦１５、０≦ｅ≦１５である。
【００２４】
更に、好ましくは、前記非晶質合金は、Ｚｒ、Ａｌ及びＣｕから成る三元系合金を主成分とし、前記主成分中にＺｒが、４０原子％〜５５原子％、Ａｌが５原子％〜１５原子％、Ｃｕが３０原子％〜５０原子％含まれ、前記合金を構成するＺｒ、Ａｌ及びＣｕの内の一部がＨｆ、Ｔｉ、Ｆｅ及びＣｏのいずれかに置き換えられることができる。
【００２５】
図１に示すように、第２ステント要素６は、軸方向に配置された複数の前記第１ステント要素４を軸方向に接続するためのステント要素であり、本実施形態では、第１ステント要素と同じ材質で構成してある。
【００２６】
第１ステント要素４の幅および／または厚みは、好ましくは３０〜４００μｍ、さらに好ましくは５０〜１００μｍであり、第２ステント要素６の幅および／または厚みは、好ましくは２０〜１００μｍ、さらに好ましくは３０〜６０μｍである。各第１ステント要素４を構成する繰り返し単位の軸方向単位長さＬｌは、特に限定されないが、好ましくは０．５〜５ｍｍ、さらに好ましくは０．８〜２ｍｍである。第２ステント要素６の軸方向長さＬ２は、特に限定されないが、好ましくは０．５〜５ｍｍ、さらに好ましくは１．５〜３ｍｍである。なお、第２ステント要素６は、必ずしもステントの中心軸に平行な直線である必要はなく、斜めの直線、曲線、またはこれらの組み合わせ形状であっても良い。
【００２７】
本実施形態では、第２ステント要素６は、第１ステント要素４よりも、周方向に沿って疎に配置してある。たとえば第１ステント要素４の周方向に、第２ステント要素６を２〜６個を配置することが好ましい。また、第２ステント要素６は、第１ステント要素４における繰り返し単位の山部同士を接続しても良いし、谷部同士、または山部と谷部とを接続しても良く、また、山谷の途中を接続しても良い。
【００２８】
ステント２の全体の寸法は、使用目的などに応じて適宜決定され、特に限定されないが、たとえば冠状動脈治療用に用いる場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは２〜５ｍｍ、軸方向長さは１５〜４０ｍｍである。また、末梢血管治療用ステントの場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは３〜１０ｍｍ、軸方向長さは１５〜４０ｍｍである。また、大動脈治療用ステントの場合には、ステント２の拡張時の外径は、好ましくは５〜３０ｍｍ、軸方向長さは３０〜１００ｍｍである。
【００２９】
ステント２を構成する第１ステント要素４および第２ステント要素６の表面は、メッキ膜および／または生体適合性コーティング膜で被覆しても良い。生体適合性を向上させるためである。また、メッキ膜としては、白金または金メッキ膜が用いられる。生体適合性コーティング膜としては、特に限定されないが、たとえばポリエチレンなどのオレフィン類、ポリイミドやポリアミドなどの含窒素ポリマー、シロキサンポリマーなど、医療用として用いられる通常のポリマーなどが用いられる。また、コーティング膜としては、ポリマーに限定されず、炭化珪素、パイロライトカーボンやダイアモンドライクカーボンなどのカーボンなど、無機物のコーティング膜であっても良い。さらに、ステント２の表面を、親水化処理しても良いし、ステント２の表面に、酵素や生体成分、あるいは再狭窄を防止する薬剤を固定しても良い。これらの膜厚は、特に限定されないが、メッキ膜の膜厚は、たとえば０．０５〜５μｍ程度であり、生体適合性コーティング膜の膜厚は、０．１〜１０μｍ程度、好ましくは０．５〜５μｍである。
【００３０】
次に、本実施形態のステントの製造方法について説明する。
まず、第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造する。この非晶質合金を製造するには、材料成分粉末を高周波溶解炉などで溶解し、その溶解した合金組成物をメルトスピン法、または鋳造法によってリボン材（箔帯）または、薄板に急冷し成形する。これらをＹＡＧレーザー溶接等によって、パイプ状に成形し、金属チューブ（厚みが５０〜４００μｍ）を形成する。
【００３１】
次に、この金属チューブを、ＹＡＧレーザあるいはファントム秒レーザなどで所定パターンに切削加工して、図１に示すステント２を得ることができる。
【００３２】
次に、本実施形態に係るステントの使用例を説明する。
図２（Ａ）に示すように、ステント２は、まず、半径方向に収縮状態で、バルーンカテーテル１２のバルーン部１０の外周に装着され、その状態で、バルーンカテーテル１２が血管２０などの体腔内部に挿入される。その後、ステントは、バルーンカテーテル１２のバルーン部１０と共に、最大で９０度以上に屈曲する血管２０の内部を通過し、最終的には、血管２０の狭窄部２２に到達する。本実施形態に係るステント２では、主として第２ステント要素６が、血管２０の屈曲形状に合わせて容易に屈曲し、目的とする狭窄部２２に位置させた後で、その元の形状を回復する。したがって、ステント２の屈曲追随性および挿入特性が向上する。
【００３３】
その後、図２（Ｂ）に示すように、バルーン部１０の拡張と共に狭窄部２２が拡張し、ステント２も同時に半径方向外方に拡張する。その後、バルーンカテーテル１２のみを血管２０内から抜き取り、拡張されたステント２のみを、拡張された狭窄部２２の内部に留置し、再狭窄を防止する。本実施形態では、ステント２における第１ステント要素４が、拡張後の狭窄部が元に戻ろうとする力を抑制する部分であり、容易には潰れない材質で構成してあるため、再狭窄を有効に防止することができる。
【００３４】
本実施形態では、第１ステント要素４および第２ステント要素６が、前記の非晶質合金で構成してあり、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、この非晶質合金から成る第１ステント要素４および第２ステント要素６は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、その挿入時において曲がりくねった血管を通過する際に生じる大変形で永久変形を起こさず、目的とする部位で適切に使用することができる。また、この非晶質合金から成る第１ステント要素４および第２ステント要素６は、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００３５】
なお、ステント２の具体的な形態は、図１に示すものに限定されず、螺旋状、六角形一重累積構造、六角形二重累積構造など、種々の形態が考えられる。
【００３６】
第２実施形態
図３に示すように、本実施形態に係る循環器系医療用具としての欠損補綴材３０は、メッシュを構成するワイヤ３２を有する。ワイヤ３２を編み込むことにより、図３に示すように、第１ディスク３４と第２ディスク３６と、これらの間に形成される凹部３８とが形成され、全体として鼓形状の医療用具本体が構成される。図３は、欠損補綴材３０が拡張された状態を示し、体腔壁４０に、たとえば先天的に形成された孔を塞ぐことが可能になっている。体腔壁４０の孔に通す前の状態の欠損補綴材３０は、外径が収縮された状態で、カテーテルなどにより体腔壁４０の孔に運ばれ、そこで拡張される。
【００３７】
本実施形態では、医療用具本体としてのワイヤ３２が、前記第１実施と同様な非晶質合金で構成してある。
【００３８】
本実施形態に係る欠損補綴材３０でも、ワイヤ３２が、前記の非晶質合金で構成してあり、Ｎｉを含まないので、極めて安全性が高い。また、この非晶質合金から成るワイヤ３２は、比例限界伸びが１．５％以上であり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であるため、生体軟組織によくなじみ、その挿入時において曲がりくねった血管を通過する際に生じる大変形で永久変形を起こさず、目的とする部位で拡張して適切に使用することができる。また、この非晶質合金から成るワイヤ３２は、耐食性に優れ、長期間の留置にも適している。
【００３９】
なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変することができる。
たとえば、医療用具としては、図示する実施形態に限定されず、種々の生体軟組織用医療用具が考えられる。
【００４０】
【実施例】
以下、本発明を、さらに詳細な実施例に基づき説明するが、本発明は、これら実施例に限定されない。
【００４１】
実施例１
まず、図１に示す第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造した。この非晶質合金を製造するために、材料成分の金属塊を高周波溶解炉で溶解し、母合金塊とした。これを、鋳造機で、再度、溶解、射出成形して板材に成形した。
【００４２】
この板材の主組成は、Ｚｒ、ＡｌおよびＣｕから成る三元系合金組成であり、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４５原子％含まれていた。これを薄板に成形加工し、その薄板をＹＡＧレーザー溶接等でパイプ状に成形し、押出加工などで金属チューブ（厚みが８０μｍで外径が３ｍｍで長さが１５ｍｍ）を形成した。
【００４３】
次に、この金属チューブを、ＹＡＧレーザで所定パターンに切削加工および化学研磨し、図１に示すステント２のサンプルを得た。
【００４４】
このステント２のサンプルについて、以下の評価を行った。
（１）ヤング率および比例限界伸び
サンプルを構成する線材について、ＪＩＳ（Ｚ−２２４１）に基づき、ヤング率および比例限界伸びを求めた。実施例１のヤング率は、１００ＧＰａ以下である８８ＧＰａであった。また、実施例１の比例限界伸びは、１．５％以上である２．２％であった。結果を表１に示す。
【００４５】
（２）耐食性試験
脱気したハンクス（Ｈａｎｋｓ）液中に、加工前の金属チューブをサンプルとして浸し、サンプルの分極試験を行った。
【００４６】
通常の体液循環環境での各試料の電位は、本分極曲線における自然浸漬電位（Ｅｏｐｅｎ）付近であると考えられる。そこで、自然浸漬電位（Ｅｏｐｅｎ）での材料の耐腐食性に相応する分極抵抗（Ｒｐ）をＥｏｐｅｎでの電流密度の傾きから求めた。結果を表２に示す。表２に示す実験は、ＪＩＳ Ｇ０５７９−１９８３に準拠し、Ｈａｎｋｓ液でのアノード分極試験として行った。Ｈａｎｋｓ液は、Ｎ２ガス／通気脱気、３１０Ｋの条件であった。なお、表２におけるＲｐは、分極抵抗であり、Ｅｏｐｅｎは自然浸漬電位であり、Ｖｖｓ．ＳＣＥは飽和カロメル電極基準の電位の単位であり、Ｅｐｉｔは孔食電位である。
【００４７】
表２に示すように、実施例１のサンプルを構成する材料のＲｐはステンレスよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例１のサンプルの不働態維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。
【００４８】
なお、ステンレスおよびＮｉ−Ｔｉ合金では、Ｎｉを含むために、生体内に長期間留置する生体軟組織用医療用具としては好ましくない。また、純Ｔｉは、一般的に硬く、生体軟組織に留置し難いと共に、加工性が悪い。
【００４９】
（３）挿入性
ステントのサンプルをデリバリーカテーテルに装着し、それを、生理食塩水中の疑似血管の内部に５回挿入し、挿入性が良好であることが確認できた。結果を表１に示す。
【００５０】
なお、疑似血管は、末梢血管から冠状動脈までを模擬した疑似血管であり、角度１１３度の曲折部が水平方向距離３０ｍｍおきに３個存在するジグザグ状の内径２．５ｍｍのシリコン製疑似血管であった。それぞれの曲折部における外側の曲率が１２ｍｍであり、内側の曲率が８ｍｍであった。
【００５１】
（４）圧壊強さ・柔軟さ
ステントのサンプルを、模擬冠状動脈の上からＲ＝２．５で１８０度曲げ、戻した後の潰れ具合を評価した。実施例１では、潰れが観察されなかった。潰れが観察されなかったものを、表１において、○で示し、潰れが観察されたものを表１において、×で示す。
【００５２】
【表１】
【表２】
実施例２
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、主成分中に、Ｚｒが５０原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４０原子％含まれているものとした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００５５】
実施例２のヤング率は、１００ＧＰａ以下である８５ＧＰａであった。また、実施例２の比例限界伸びは、１．５％以上である２．２％であった。実施例２のサンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例２のサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、実施例２でも、挿入性が、良好であった。さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、実施例２でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００５６】
実施例３
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ｈｆが５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４０原子％含まれているものとした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００５７】
実施例３のヤング率は、１００ＧＰａ以下である９２ＧＰａであった。また、実施例３の比例限界伸びは、１．５％以上である２．０％であった。実施例３のサンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、実施例３のサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、実施例３でも、挿入抵抗が、良好で、さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、実施例３でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００５８】
実施例４〜６
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、表１に示す組成とした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表１に示す。
【００５９】
これらの実施例ではヤング率は、１００ＧＰａ以下である９２〜９５ＧＰａであった。また、比例限界伸びは、１．５％以上である２．０％であった。サンプルを構成する材料のＲｐはＳＵＳよりも一桁高く、純Ｔｉよりも数倍高いことが確認された。また、これらのサンプルの不働態体維持電流密度は純Ｔｉと同等以上であることが分かった。また、いずれの実施例でも、挿入抵抗が、良好であった。さらに、圧壊強さ・柔軟さの特性に関して、いずれの実施例でも、ステントの潰れは観察されなかった。
【００６０】
比較例１〜３
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を構成する非晶質合金を、表１に示す組成とした以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表１に示す。
【００６１】
これらの比較例では、ヤング率が１２０ＧＰａを越えたり、測定不能であったり、比例限界伸びが１．５％未満であったりして、柔軟性及び挿入性の点で、実施例１〜６に比較して劣っていた。
【００６２】
比較例４
第１ステント要素４および第２ステント要素６から成る医療用具本体を、純チタンで形成した以外は、実施例１と同様にしてステントのサンプルを作製し、同様な評価を行った。
【００６３】
この比較例のヤング率は、１１０ＧＰａであった。また、この比較例の比例限界伸びは、１０％であった。この比較例に係るステントは、変形に対する抵抗性が低く、挿入性、圧壊強さ、柔軟さの点で、実施例１〜６に比較して劣っていた。すなわち、純Ｔｉから成るステントは、一般的に硬く、生体軟組織に留置し難いことが確認された。また、純チタンでは、加工性が悪いと共に高価である。
【００６４】
実施例７
まず、図３に示すワイヤ３２から成る医療用具本体の原材料となる非晶質合金を製造した。この非晶質合金を製造するために、材料成分粉末を高周波溶解炉で溶解し、その溶解した合金組成物を過冷却ゾーンから追い出し成形して線材に成形した。
【００６５】
この線材の主組成は、Ｚｒ、ＡｌおよびＣｕから成る三元系合金組成であり、主成分中に、Ｚｒが４５原子％、Ａｌが１０原子％、Ｃｕが４５原子％含まれていた。これをさらに線引き加工し、線径５０μｍの線材を形成した。
【００６６】
次に、この線材を編み込み、図３に示すような鼓形状にし、内面にポリエチレンメッシュを固定し、図３に示す欠損補綴材３０のサンプルを得た。
【００６７】
この欠損補綴材３０のサンプルについて、実施例１と同様な評価を行った。 結果を表３に示す。
【００６８】
【表３】
実施例８〜１２
欠損補綴材３０のワイヤ３２を構成する非晶質合金を、表３に示す組成とした以外は、実施例７と同様にして欠損補綴材３０のサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表３に示す。実施例７と同様な結果が得られた。
【００７０】
比較例５〜７
欠損補綴材３０のワイヤ３２を構成する非晶質合金を、表３に示す組成とした以外は、実施例７と同様にして欠損補綴材３０のサンプルを作製し、同様な評価を行った。結果を表３に示す。
【００７１】
これらの比較例では、ヤング率が１００ＧＰａを越えたり、比例限界伸びが１．５％未満であったりして、挿入性、安定性、圧壊強さの点で、実施例７〜１２に比較して劣っていた。
【００７２】
【発明の効果】
以上説明してきたように、本発明によれば、生体軟組織に良くなじみ、また、耐食性に優れ、しかもＮｉを含まず、生体への影響が少ないと考えられ、低細胞毒性であり、低侵襲的に適用する場合に、その挿入時、留置状態、あるいは取出し時に生じる大変形で永久変形を起こさず、インターベンションで優れた機能を発揮することができる生体軟組織用医療用具を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は本発明の１実施形態に係るステントの概略斜視図である。
【図２】図２（Ａ）および図２（Ｂ）はステントの使用状態を示す要部断面図である。
【図３】図３は本発明の他の実施形態に係る欠損補綴材の概略斜視図である。
【符号の説明】
２… ステント
４… 第１ステント要素
６… 第２ステント要素
１０… バルーン部
１２… バルーンカテーテル
２０… 血管
２２… 狭窄部
３０… 欠損補綴材
３２… ワイヤ
Claims (3)
- 生体軟組織に直接または間接に接触して使用され、適用時、留置状態、あるいは取出し時のいずれかの時点で、大きな歪を受ける生体軟組織用医療用具であって、
少なくとも前記歪を受ける部位が、Ｎｉを含有しない非晶質合金で構成してあり、前記非晶質合金の比例限界伸びが１．５％以上あり、ヤング率が１００ＧＰａ以下であることを特徴とする生体軟組織用医療用具。 - 少なくとも体積率５０％以上の非晶質相を含む実質的に非晶質の合金で、下記一般式（１）で示される組成を有するアモルファス合金であって、一般式（１）がＭ１ａＭ２ｂＭ３ｃＭ４ｄＭ５ｅであり、
但し、Ｍ１はＺｒ、Ｈｆ及びＴｉから選ばれる１種、２種又は３種の元素、Ｍ２はＣｕ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｍｎ、Ｎｂ、Ｖ、Ｃｒ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｓｎ、及びＧａよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ３はＢ、Ｃ、Ｎ、Ｐ、Ｓｉ及びＯよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ４はＴａ、Ｗ及びＭｏよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、Ｍ５はＡｕ、Ｐｔ、Ｐｄ及びＡｇよりなる群から選ばれる少なくとも１種の元素、ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｅはそれぞれ原子％で、２５≦ａ≦８５、１５≦ｂ≦７５、０≦ｃ≦３０、０≦ｄ≦１５、０≦ｅ≦１５である請求項１記載の生体軟組織用医療用具。 - 心臓血管系留置治療医療用具として用いられることを特徴とする請求項１または２に記載の生体軟組織用医療用具。
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| US10363152B2 (en) | 2003-06-27 | 2019-07-30 | Medinol Ltd. | Helical hybrid stent |
| JP2007092106A (ja) * | 2005-09-27 | 2007-04-12 | Tohoku Univ | 生体内使用部材用貴金属基金属ガラス合金 |
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