JP2005519672A - 磁気共鳴イメージングとの適合性を有する金属構造体および該金属構造体の製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 管状金属構造体内の管孔のＭＲＩイメージングを可能にするステントのような管状金属構造体を提供することにある。
【解決手段】 本発明は、壁厚全体に亘って低導電性を呈し、管状構造体（２）の全長に亘って分散され、管状構造体（２）を軸線方向に間隔を隔てかつ電気的に絶縁されたセクションに分割するように構成されかつ配置され複数のブリッジ（１２）が設けられていることを特徴とする半径方向に拡大可能な管状金属構造体に関する。また本発明は、体管腔内に定置されるこのような管状構造体により支持される管孔を視覚化する方法に関する。

Description

本発明は、金属構造体の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、より詳しくは（但しこれに限定するものではない）、半径方向に拡大可能な金属構造体に関し、特に、長手方向軸線に沿って互いに隣接して配置された複数の拡大可能リングを形成する管状金属構造体であって、各リングが少なくとも１つのブリッジ端部を形成しておりかつ隣接リングが該隣接リングの隣接ブリッジ端部間に延びているブリッジによりリンクされている管状金属構造体に関する。また本発明は、このような管状金属構造体の製造方法およびＭＲＩ技術を用いてこのような管状金属構造体により支持された管孔を視覚化する方法に関する。
本発明は、ステンレス鋼、コバルトまたはニッケル／チタン合金等の外科用材料で作られた医用ステント（自己拡大型であるかバルーン拡大型であるかを問わない）の形態をなす管状構造体を製造するのに特に有効である。また、本発明は、ステント以外の移植片（例えば、フィルタおよび流量測定具）への用途を有している。更に本発明は、医用ステント、移植片およびプロテーゼの分野以外の用途を有する。本発明は、特に、レーザカットプロテーゼおよび自己拡大型ニッケル／チタン合金用具への用途をも対象とする。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術の出現により、非侵襲的態様で軟組織のイメージングを行なうことが可能になった。人または動物の身体が、時間とは無関係の強い外部磁界（Ｂｏ）に露出されると、露出された原子核のスピンに関連する磁気モーメントがＢｏ磁界の方向に整合するようになり、検出すべき全帯磁（total magnetisation）を生じる。平衡状態でのこの全帯磁の方向は、外部磁界Ｂｏの方向に平行である。しかしながら、この平衡状態は、全帯磁が、Ｂｏ磁界方向の回りのいわゆるラーモア振動数（larmor-frequency）で歳差運動するため、静的であるどころか、動的なものである。
ラーモア振動数（共振周波数）に等しい周波数を有しかつＢｏ磁界の方向とは異なる方向から出る高周波（ＨＦ）信号が付与されると、原子核のスピン−フリップが観察され、かつこのスピン−フリップに関連して、スピンを緩和してスピンをＢｏ磁界との元の整合に戻すのに要する緩和時間が、ＨＦ信号に共振するように巻回された外部コイルにより測定される。

スピンが、ＨＦ信号によりＢｏ磁界方向に対して偏向される角度αは、ＨＦ信号の付与時間および静磁界Ｂｏの大きさに比例する。スピンフリップに続いて、全帯磁は角度αでＢｏ磁界の回りで歳差運動し、全帯磁のこの歳差運動は、Ｂｏ磁界に垂直に配向された外部コイルにより記録される。このコイルは電圧を出力し、この電圧の大きさは、sin（α）に比例し、スピンの密度に比例しかつ温度に反比例する。
スピンが９０°の角度αで偏向されると、最大信号応答が得られる。個々のスピンがこれらの厳格な位相相関関係を喪失すると、記録される信号の大きさは、緩和時間Ｔ₂に従って指数関数的に減少する。同時に、全帯磁は、緩和時間Ｔ₁に従って、平衡帯磁に向かうＢｏ磁界の方向に再び指数関数的に増大する。正しい時点で磁界勾配（magnetic gradient-fields）を切換えることにより、空間解像度をもつグレースケール符号化イメージで２つの緩和時間をイメージングすることができる。

液体窒素温度より高い遷移温度をもつ超伝導体の発見により、超伝導磁石が広範囲に使用されるようになり、かくして、ＭＲＩイメージング技術のコスト有効性がより優れたものとなっている。ＭＲＩイメージング技術は、これまで主として、人の脳その他の内部器官のような軟組織構造のイメージングに使用されてきた。

血管グラフトまたはステントのような移植片は、主として生体適合性金属で作られている。これらの金属は、ポリマーをベースとする競合品に比べて遥かに好ましい。ニッケル／チタン合金は、優れた疲労耐性および定置されたときに所望形状になる形状記憶能力を有する点で魅力的である。ステントを製造するための他の生体適合性材料としてステンレス鋼またはコバルト合金がある。
ステントの移植後に所定時間間隔で行なわれる経過観察中に各患者の再狭窄の度合いを検査するため、ステント管孔を通る流体の流量および組織増殖の量を測定することが長い間望まれている。この情報はまた、ステント設計者が再狭窄の発生防止に関してステント構造を最適化しかつ改善することを助け、かつステントが人または動物の体内に定置された後にステント管孔内に再狭窄が生じる度合いを医療従事者が正確に決定することを助けて、より正確にこれらの測定値を特定し、適当かつタイムリーな態様で再狭窄領域を治療する。

金属血管移植片の近傍での血流および組織内成長をＭＲＩイメージングする試みは、移植片の材料の強磁性または常磁性特性により妨げられるか、少なくとも損なわれ、このため、イメージにアーテファクトが生じ、これらのイメージのクオリティを有効には使用できないほど低下させてしまう。
これらのアーテファクトは、一方では、金属移植片の近傍の磁界に生じる金属と組織との間の感受性（susceptibility）の差が不均一かつ多方向性を有し、従って移植片の近傍でのＨＦパルスからの信号応答を破壊することによるものと考えられる。他方では、使用されるＨＦ信号の波長は、移植片がＨＦ信号に対する或る程度の非進入性を有するような波長であること、すなわち、移植片を通るＨＦ信号の進入が損なわれるような波長であることによるものと考えられる。従って、移植片管孔または移植片管孔内の身体構造のイメージは、きわめて信用できないものとなっていた。
これらの欠点は、血管の金属移植片の開通性をイメージングするＭＲＩイメージング技術の有効性を低下させ、従ってこの代わりとして、既知の全ての欠点（侵襲性、電離放射線）をもつＸ線透視法が使用されている。

特許文献１には、好ましくは誘電材料内で互いに平行に配置される少なくとも１対の細長導電体を備えかつ互いに電気的に接続された１対の端部を備えたプローブが開示されている。このように形成されたプローブは、好ましい使用では、ＭＲＩイメージング技術を用いた動脈硬化性プラークの測定を容易にすべく、患者の小血管内に導入される。しかしながら、このプローブはその軸線方向全長に沿う導電性を有し、これにより、プローブと周囲の材料との間の誘電損失を最小にするファラデースクリーンを形成する。

特許文献２は、ステント内の管孔の視認性が劣る問題に対処するものである。該特許文献２に開示のステントは、一般に、同軸状に整合しかつ互いに軸線方向に間隔を隔てて別々の平面内に配向された一連の周方向要素を有している。各周方向要素は、一連の波状湾曲部を有している。各湾曲部は、隣接周方向要素から最も遠い各周方向要素の一部として形成されたトラフと、隣接周方向要素に最も近い各周方向要素の一部として形成されたクレストとを有している。隣接する２つの周方向要素間の各ギャップは、少なくとも１つの軸線方向要素分だけ間隔を隔てている。軸線方向要素は、タイバーまたはＳ字型リンクのような二重湾曲リンクである。ステントおよび軸線方向要素の両者は、同じ材料で作られている。ステントには更に、Ｘ線透視装置のような医療用イメージング装置で見たときにステントの部分の視認性を高める高密度マーカを設けることができる。

特許文献３には、内側および外側の両ＰＴＦＥチューブ間に別々のスカフォード（足場）部材がサンドイッチされている血管内グラフトが開示されている。リング状スカフォード部材はステンレス鋼で作られており、内側チューブの内部から半径方向外方への拡大力が付与されたときに拡大できる。この血管グラフトは、隣接する２つのスカフォード部材に隣接するいかなる金属クロスリンクも備えていない。血管グラフトを一緒に保持するのは内側および外側のＰＴＦＥチューブである。

特許文献４には、体管腔内に配置するための他の血管内グラフトが開示されている。このグラフトは、好ましくはＰＴＦＥからなるグラフト材料内に完全に包囲される複数のステントを有している。この血管内グラフトでは、個々のステントが軸線方向に間隔を隔てて配置される。隣接ステント間のリンクのみがＰＴＦＥグラフト材料である。

特許文献５には、ＭＲＩイメージング技術に適合性があるといわれるステントが開示されている。ステントは、インダクタ（誘電子）およびコンデンサとして機能する金属コーティング部分が設けられた構造的スケルトンを有している。このステントでは、インダクタおよびコンデンサは、スケルトン自体と共終端させるか、互いに平行にリンクされたスケルトンに取付けられる別体デバイスとして構成することもできる。インダクタおよびコンデンサは、ＭＲＩイメージング装置のＨＦ信号と共振するようにチューニングされる調和振動子を構成する。

インダクタおよびキャパシタに共終端するスケルトンの場合には、ステントは２つ以上の層構造体で構成でき、この構成では、第一層は、チタン合金、プラスチックまたはカーボン繊維等の比較的低い導電性を有する材料で形成されたスケルトンであり、第二層は、例えば金または銀のようなインダクタおよびコンデンサを表す、第一層に比べて非常に高い導電性を有するコーティングである。このように、ステント構造体は、平行に連結された幾つかのインダクタを有する。コンデンサは、インダクタを形成するカッティング経路に垂直な、比較的短い軸線方向経路に沿う高導電性層を通ってカッティングすることによりステント構造体の一端に形成される。作動に際し、共振回路すなわちインダクタおよびコンデンサによる核スピンの励振の増幅が誘起される。従って、ステントの位置決定が達成される。また、ステントの内側および外側の異なる励振に基いて、ステントを通ってまたはステントに沿って流れる媒体の流量測定を遂行できる。ステント自体の構造的スケルトンすなわち第一層には、低い導電性の部分を呈するか、メッシュ構造体のギャップが現われるように全体的に切断された、ステントのメッシュ構造体のストラットは全く存在しない。第二層には、調和振動子の特性をステントに伝達するためのギャップのみが存在する。

特許文献６には、複数の迷路型リング（meander-shaped rings）を備えた管状構造体が開示されている。

特許文献７には曲ることができる内視鏡が開示されている。該内視鏡はチューブセクションを有し、これにより、隣接チューブセクションが周方向の分離ギャップを介して材料的に互いに完全に分離されており、かつ確実フィッティングにより互いに連結されているに過ぎない。適当数のチューブセクションを設けることにより、可撓性シャフトが形成される。剛性チューブからレーザカッティングすることにより製造が行なわれる。

特許文献８には、端部にリング状の放射線不透過性マーカ要素が設けられた半径方向に拡大可能な外科用ステントが開示されている。放射線不透過性マーカ要素は、ステントの両端部に設けられた受信器の輪郭に一致する固定取付けのためのタブを有している。

公開された特許文献９には、ＭＲＩに適合性があるといわれている拡大可能な金属ステントが開示されている。このステントは非導電性材料からなる不連続体である。これらの不連続体は、ステントリングの導電性経路をなくし、これにより、ステントをＭＲＩにより容易にイメージングすることができる。非導電性材料として、接着剤、ポリマー、セラミック、複合体、窒化物、酸化物、ケイ化物およびカーバイド等の種々の材料を使用できる。不連続体は、拡大中に主として圧縮応力を受けて配置される好ましい形状である。不連続体は、ステンティングリング（stenting ring）に沿って周方向に配置されるため有利である。

国際特許公開ＷＯ−Ａ−９６／３８０８３号明細書 米国特許第６，０８３，２５９号明細書 米国特許第５，１２３，９１７号明細書 米国特許第５，１２２，１５４号明細書 欧州特許ＥＰ−Ａ−１ ０２３ ６０９号明細書 国際特許公開ＷＯ−Ａ−０１／３２１０２号明細書 米国特許第５，８０７，２４１号明細書 米国特許第５，７４１，３２７号明細書 米国特許出願第２００２／０１８８３４５ Ａ１号明細書 国際特許公開ＷＯ ０２／１５８２０号明細書

本発明の一目的は、管状金属構造体内の管孔のＭＲＩイメージングを可能にするステントのような管状金属構造体を提供することにある。また、本発明の他の目的は、ＭＲＩイメージングにより、構造体の管孔を通る流体流量の優れた測定が行なえる管状構造体を提供することにある。
上記目的は、特許請求の範囲の請求項１に記載の特徴を有する管状金属構造体により解決される。
本発明の他の目的は、このような管状構造体の製造方法を提供することにある。
この目的は、特許請求の範囲の請求項２０に記載の方法により解決される。本発明の方法のオプショナルな特徴すなわち好ましい特徴は、特許請求の範囲の請求項２１〜２３に記載の要旨である。
本発明の他の目的は、ＭＲＩ技術を用いてステントの管孔を視覚化する方法を提供することにある。

本発明の管状金属構造体の好ましい一実施形態によれば、隣接する２つの迷路型リングを一体にリンクするブリッジは、低導電性部分としての補完係合部分を有している。これらの係合部分が雄型／雌型フォームフィッティング（form-fitting）部分である場合には、手動によりまたは特別設計された機械ツールにより、隣接する２つのリング間の迅速連結が達成される。好ましい実施形態では、これらのフォームフィッティング部分は截頭円錐状の形状にすることができる。ステント材料が、レーザの作用線がステントシリンダに対して常に半径方向になるようにしてレーザカットされる場合には、２つの補完フォームフィッティング部分間の截頭円錐状フォームフィットが達成され、これにより、両補完フォームフィッティング部分の確実な取付けおよび正確な配置が確保される。

本発明の他の好ましい実施形態によれば、ブリッジの剛性を高めかつ低導電性部分を形成するため、少なくとも一方の係合部分が低導電性を有する生体適合性接着剤内に包囲される。この生体適合性接着剤は、ブリッジが管状構造体の半径方向拡大時に耐え得るように、最大引張り力を増大させかつ移植片の一端から他端への電流の流れを防止する。

他の有利な実施形態により、少なくとも１つの係合部分が低導電性部分としての酸化物層を有する場合には、生体適合性接着剤を必ずしも非導電性にする必要はない。酸化物層は後述のようにして形成するか、金属表面上に自然に生じる酸化物層を使用することもできる。
少なくとも一方の係合部分上に酸化物層を形成することは容易であるので、低導電性部分としての酸化物層は好ましいものである。酸化物層を形成する１つの方法は、一方の係合部分をレーザで照射することにより、係合部分の金属表面を酸化することである。他の方法として、一方の係合部分をリュイス酸のような酸化剤中に浸漬するか、一方の係合部分を陽極酸化法で処理する方法がある。レーザカッティング中に生じる温度が充分に高い場合には、レーザカッティング工程中に既に酸化がなされており、従って、一方の係合部分を酸化剤中に浸漬するか、陽極酸化処理する上記特別工程を省略できる。迷路型リング内での時間依存磁界（time-dependent magnetic field）により誘起される電圧の大きさによっては、非常に薄い酸化物層で充分であり、金属表面上に自然に発生する酸化物層または前述のようにして形成される非常に薄い酸化物層でも、ブリッジを形成する２つの係合部分間の電流ブレークスルーを防止できる。電圧が或るレベルを超える場合には、非導電性接着剤を塗布することにより、このような電流ブレークスルーは適宜防止されよう。

各係合部分の輪郭の正確な形状および互いに接触する係合部分の衝合面の正確な形状は、設計自由度および選択の問題である。管状構造体がステントである場合には、２つの補完フォームフィッティング部分としての２つの係合部分（１つは係合ヘッド部分を備えた雄型係合部分、および他の１つは雌型係合部分）に弧状部分を設けることが考えられ、このため雌型係合部分には、対応係合ヘッド部分を受け入れるためのさねはぎ型（rebated）内側衝合面が設けられる。

ブリッジを形成する２つの補完フォームフィッティング部分が、レーザビームがワークの円筒形状の半径上に位置するレーザカッティング法により形成される場合には、２つの係合部分は自動的に截頭円錐状の形状となり、この截頭円錐状の形状は、２つの係合部分のスナップフィット相互係合を行ない、更に管状構造体に対する２つの係合部分の正確な位置決めおよび配向を行なうことを補助する。また、２つの係合部分の協働面が両方とも半径方向作用線上でレーザカットされた場合には、特に自己拡大型ステント設計で、一方の迷路型リングが隣接迷路型リングに対して端部と端部とを付合せられると、自動調心および自動整合される傾向を有する。

操縦可能なレーザを用いてレーザカッティングする場合には、ブリッジを形成する２つのフォームフィッティング部分は、使用中に不意に分離しないように互いに相互ロックされるが、酸化物の膜により分離されるような形状にすることができる。これは、２つの隣接リングの連結部分の周囲でレーザビームを前進させるときに、レーザ焦点の傾斜角を変えることにより達成できる。これを行うことにより、例えば、２つの截頭円錐状ゾーンを呈する壁厚を通るカットを形成でき、２つの截頭円錐状ゾーンのうちの一方のゾーンでは、円錐の頂点がステントシリンダの軸線上にあり、他の截頭円錐状ゾーンでは、円錐の頂点がステントシリンダの外部にあり、このため、連結部分は相互ロックされ、分離されることはない。これは、交互に傾斜する衝合面をもつジグソーに似ている。或る幅をもつレーザ焦点により、ブリッジの隣接する２つのブリッジ端部間にはギャップがあり、両者の間には低導電性部分のための充分な余地が得られる。

フォームフィッティング部分が半径方向作用線上でレーザを用いて予めカットされているときは、両フォームフィッティング部分の適当なエンボス加工を行なうことにより上記と同じ効果が達成されることに留意されたい。エンボス加工は、２つのフォームフィッティング部分に傾斜面を付与することを目的とする。

他の有利な実施形態では、ブリッジの長手方向軸線は、管状構造体の長手方向軸線に対して平行ではない。このような管状構造体の長手方向軸線に対して平行でない軸線をもつブリッジは、特に、構造体が外側シース内に包囲されて体管腔内の曲りくねった経路に沿って前進されるときに、構造体全体に高い可撓性を付与できる。本発明の他の実施形態によれば、これと同じ理由から、ブリッジを迷路型または「Ｓ」字型にすることができる。

特に有利な実施形態は、ブリッジの数が１つの周方向リングの迷路の数より少ない管状構造体を提供する。ＭＲＩイメージング技術に特に適した改善された構造体を見出すため、隣接する２つのリング間のブリッジの数を構造的に最小に低減させることを選択できる。
隣接リング間のブリッジの実用的な最小数は、周方向につき２に減らすことができる。しかしながら、この数は管状構造体のメッシュ構造および該構造が自己拡大型であるかバルーン拡大型であるかに基いて定められる。自己拡大型ステントのメッシュ構造に関する機械的条件は、ステントのメッシュ構造内の応力／歪み分布により、バルーン拡大型ステントのメッシュ構造から変えられる。外側の包囲シースを近位側に引出すことにより自己拡大型ステントを徐々に解放することにより、シースがステントの長さ方向に沿って移動するときに、ステンティング材料に高応力の移動ゾーンを創出する。これは、ステントの管孔内のバルーンの膨張による均一の半径方向拡大と比較すべきである。バルーン拡大型ステントでは、隣接ステンティングリング間のブリッジの最小数に関する制限は存在しない。

他の好ましい実施形態では、迷路型リングはジグザグ形状を呈する。リングのジグザグ形状は、管状構造体に優れた半径方向弾性を与える。自己拡大型管状構造体を外側包囲シースから解放すると、ジグザグ形状は拡大直径に弛緩できる。この拡大と共に、構造体の定置形状での、周囲の体組織からの半径方向内方への圧力に対する管状構造体の優れた可撓性が生じる。
管状構造体はファラデー箱としてＨＦ信号によってもはや見ることができないので、ＨＦ信号は管状金属構造体により進入し易く、従ってＨＦ信号は管状構造体の管孔内に核のスピン／フリップをも引起こすと想定される。従って、得られた管孔のＭＲＩイメージにはアーテファクトは殆ど生じることがなく、このため体管腔内および管状構造体の管孔内の組織およびこれらの体管腔および管孔を通る流体の流れのような事象のイメージングが容易になる。

本発明の第二態様によれば、半径方向に拡大可能な管状金属構造体の製造方法であって、
拡大可能な複数のリングを形成する段階を有し、リングは構造体の長手方向軸線に沿って互いに隣接するように配置され、かつ各リングは少なくとも１つのブリッジストラットを形成し、
隣接リングのそれぞれのブリッジストラットを接近させることにより隣接リング間にブリッジを形成する段階を更に有する製造方法において、
各リングとその隣接リングとの間のブリッジの壁厚全体を低導電性に形成する段階を有し、管状構造体の全長に亘って分散され、管状構造体を軸線方向に間隔を隔てかつ電気的に絶縁されたセクションに分割するように配置されかつ構成された複数のブリッジが設けられていることを特徴とする半径方向に拡大可能な管状金属構造体の製造方法が提供される。
この方法の他の実施形態は、特許請求の範囲の請求項２１〜２３に記載された要旨である。

本発明の第三態様によれば、ＭＲＩ技術を用いて、ステントの管孔を視覚化する方法において、電気的に絶縁された金属ステンティングリングで形成されたステントを前記管腔に定置するために選択する段階を有することを特徴とする方法が提供される。

本発明の理解を容易にしかつ本発明の実施方法を明瞭に示すため、添付図面を参照して本発明を以下に説明する。
当業者ならば、ステントシリンダがシームレス管状材料から、またはシームドチューブに転造されるフラットシートから形成できることは理解されよう。
また当業者ならば、ステントの管状ストラットパターンについて非常に多くの提案がなされていることは気付いているであろう。図１は、本発明に特に好ましい形態の拡大可能なストラットパターンを示すものであるが、個々の隣接迷路型リングが互いに連結されるステントシリンダの中間部分の位置に、良く知られている任意のストラットパターンを使用できる。

図１には、大きい半径形状にあるステントシリンダが示されている。図１から理解されようが、ステントシリンダ２は、個々のリング４の全周に亘ってジグザグ状をなしているストラットの連続体により構成されている。頂部１２Ａ、１２Ｂにおいて２つの連続ストラット４が交差し、これらの頂部の幾つかで、隣接迷路型リング４が接合されている。図１には、体管腔内にステントシリンダをより良く係止するための拡開端部６を備えたステントシリンダが示されているが、本発明は拡開端部を備えたステントに限定されるものではない。

図示の実施形態では、ステントは、ニチノール（Nitinol^(R)）、ニッケル／チタン形状記憶合金で作られている。図１に示すステントの変更形態として、Ｘ線透視法を用いたステントの視認性を補助するタンタルスプーンをステントの両軸線方向端部に設けることができる。例えば本件出願人に係る上記特許文献１０を参照されたい。他の実施形態では、ステントは、ステンレス鋼またはステンティング機能を遂行することができる他の任意の生体適合性導電材料で作ることができる。

レーザカッティングによりニチノール^(R)ステントの格子パターンを形成することは慣用的方法である。ステントの本体部分の截頭円錐状係合面のカッティングは、レーザを垂直方向すなわち半径方向に整合させ、従ってステントチューブの長手方向軸線と交差させることにより達成される。ステントチューブのワークにひとたびスリットがカットされると、一体管状ステント構造を維持するため、ステントチューブの２つの隣接リングを軸線方向に連結する頂部の殆ど（但し全部ではない）が切断され、少数の頂部のみが連結状態に維持される。連結された頂部の数が少ないほど、ステントが曲りくねった経路に沿ってステンティング部位へと前進されるときに直線から外れて曲り得る能力が高くなる。また、定置後のステントの可撓性も増大する。
図１から理解されようが、互いに対面するステントリング４の両端部の２つの隣接頂部１２Ａ、１２Ｂを連結するブリッジ１２は非ゼロ長さを有し、このため、半径方向に圧縮された形状の全構造体の可撓性を大きくし、従って体管腔内の曲りくねった経路に沿って一層容易に前進できるようにしている。

図２を参照すると、ここには、ステントチューブ２（図１）の個々のリング４が互いに如何にして連結されるかが詳細に示されている。図１とは異なり、ステントシリンダは、その半径方向に縮小した状態が示されている。特に、連結点１２の構造的詳細、すなわち２つの隣接リングの頂部１２Ａ、１２Ｂを連結するブリッジ１２に注意されたい。図２には２つの迷路型リング４が示されており、該リング４は、各リング４の両軸線方向端部にブリッジストラット１４Ａ、１４Ｂを有している。全てのブリッジストラットは、ステントチューブの軸線方向可撓性を高めるための真直部分を有している。
ブリッジストラット１４Ａ、１４Ｂの突出部は、弧状ヘッド部分１６Ａを備えた雄型部分と、弧状凹部１６Ｂを備えた雌型部分とに類別される。雌型部分は、補完関係を有する弧状雄型ヘッド部分を受入れるためのさねはぎ型内部衝合面を有する。前述のように、レーザカッティング加工により、雄型部分および雌型部分は、両方とも截頭円錐状の形状を有している。かくして、補完形状を有する雄型および雌型の両部分は、一体連結されたときに、両部分に優れた確実取付け性を与えるフォームフィッティングを呈し、従ってブリッジは自動調心および自動整合機能を有する。

また、管孔状および非管孔状（luminal and abluminal）の主面（これらから弧状ヘッド部分および弧状凹部が形成される）は、迷路型リングの主面と同じ曲率半径を共有する。しかしながら、このことは、ステントシリンダが平らなシート材料から最初にレーザカットされる場合には不要である。
隣接する迷路型リングのこれらの係合する雄型部分および雌型部分の数は、図２に示す数に限定されるものではない。空所部分（すなわちレーザカッティング加工中にブリッジストラット１４Ａ、１４Ｂが切除されるリングの軸線方向端部の箇所）に対する係合部分の比は、ステントに使用されるメッシュ構造の設計に基いて、１〜５、更には１〜６の大きさに定めることができる。雄型部分の数と雌型部分の数とが等しいことはいうまでもない。しかしながら、この数はステントチューブの製造中に容易に変えることができる。
レーザカッティング加工中に発生する熱は雄型および雌型のフォームフィッティング部分の金属表面の一部を酸化させるため、両部分が組立てられた状態で、両部分が電気的に絶縁されることが判明している。この酸化層は、ステント管孔の優れたＭＲＩイメージングにとって有効な、導電性が低いか事実上ゼロの部分を形成する。

当業者ならば、２つの隣接リングの両係合部分の間に導電性が低い部分を形成する他の方法または付加的な方法を考えることができるであろう。そのような方法として、例えば、係合部分の一方または両方を酸化剤中に浸漬するか、係合部分の一方または両方をレーザ照射して、係合表面を酸化させるのに充分な熱を発生させる方法がある。また、特に、両係合部分の間に小さいギャップが存在して、両係合部分が互いに物理的に接触しない場合には、導電性を断つ上で、金属ステントの表面上に自然に生じる酸化物層で充分であることも考えられる。
酸化物層の厚さは、一方の係合部分をレーザ照射する時間および使用されるレーザの強度に基いて定まる。外部磁界により誘起される電流が或るレベルを越えず、このため隣接リング間に通電が生じることがなく、従ってステントチューブのＭＲＩイメージのクオリティがアーテファクトにより損なわれない場合には、この酸化物層の厚さは充分であるといえる。

当業者ならば、２つの隣接リングを連結する他の方法も考えられることは理解されよう。これらの他の方法として、プラグ／ソケット型連結、スピゴット／ショルダ型連結、ボルト／スリーブ型連結、クランプ型連結、接着型連結、ステントチューブの軸線方向可撓性を一層向上できるヒンジ型連結、およびリングの軸線方向端部のそれぞれのそれぞれのアイレットにねじが挿通され、ねじの両端部がリングのアイレットに結合されてリングを一体に保持する構成のねじ／アイレット型連結がある。また、隣接する２つのリングの軸線方向に突出するブリッジストラットを連結するスリーブを用いることにより、スリーブによることを除き、隣接する２つのリングの軸線方向連結が存在しないステント構造を形成することを考えることもできる（図４）。これらのスリーブは、導電性が低い材料で作ることができる。隣接する２つのリングの突出するブリッジストラットは、骨構造の形状、すなわち突出部分の直径がその軸線方向端部に向かって増大する形状にすることができる。

雄型フォームフィッティング部分を雌型フォームフィッティング部分内に挿入するとき、これらの２つの部分は、ステントチューブの半径方向拡大時に、単にこれらの補完するフォームフィッティングによって一体に維持される。雄型部分および雌型部分の半径方向テーパ形状により、雄型部分は雌型部分内に挿入され、このため、ステンティングリングの半径方向拡大時に、雌型部分は雄型部分を半径方向外方に押しやり、従って、雄型ヘッド部分が、雌型部分のさねはぎ型内部衝合面に当接するように雌型凹部内に向かって更に内方に押込まれる。補完する雄型部分と雌型部分との摩擦力により、連結の確実性の改善が補助される。例えば、上記特許文献１０を参照されたい。しかしながら、この効果は、自己拡大型ステントに適用する場合よりもバルーン拡大型ステントに適用する場合の方が高い。自己拡大型ステントでは、外側包囲シースを近位側に徐々に引出すことによりステントを定置するときに、ステントの解放された部分と未解放部分との間の角度は、シースから解放される瞬間に雄型／雌型ブリッジストラット係合を充分に弾発分離させるほどに大きくなる。

必須ではないが、隣接する２つのリングを互いに永久的に取付けておくのに生体適合性接着剤を使用することもできる。そのうえ、生体適合性接着剤が非導電性であるならば、例えば補完関係にある２つのフォームフィッティング部分の少なくとも一方の端部を酸化剤中に浸漬することにより形成される特別な酸化物層は省略できる。適当な接着剤として、例えばパリレン、アクリレート、シリコーン等のポリマーベース接着剤および安定接着剤または生分解性接着剤がある。生分解性接着剤の一例として、ラクチド酸がある。生分解性接着剤は、ステントの定置後に生分解がひとたび開始されると、ステント構造体の可撓性を一層高めることができる点で有利であると考えられる。また、軸線方向に突出するブリッジストラットを非導電性コーティングでコーティングすることも考えられる。適当なコーティングとして、ダイヤモンド様カーボン（diamond-like carbon：ＤＬＣ）コーティング、ＳｉＣコーティング、ＳｉＯ₂コーティングまたはセラミックコーティングがある。

互いに対面する２つのブリッジストラットを連結することによる２つの隣接リング間のリンク機構は、リンキング部材として接着剤またはコーティング自体を使用することにより、または、例えばスリーブを使用して両ブリッジストラットの間にギャップを残し、スリーブの内側および外側のいずれにおいてもブリッジ端部の直接接触が生じないようにして両ブリッジストラットを互いに近接させることにより得られる。しかしながら、後者の場合に、接着剤またはコーティングを、このようにして連結されたブリッジ端部に塗布することを排除するものではない。
接着剤および／またはコーティングを塗布する方法として、物理蒸着（physical vapor deposition：ＰＶＤ）、インプランテーション、インジェクション、ディッピング、ウェルディング、ソルダリング、ブレージング、プラズマ蒸着、フレームスプレーイング等がある。
しかしながら、当業者ならば、他の接着剤およびコーティング、およびこれらを塗布する方法を考え得るであろう。
２つの隣接ステンティングリング間の接合部、または接着剤またはコーティング自体であっても、再狭窄を防止する薬剤のキャリヤとして使用できる。薬剤は接着剤および／またはコーティング中に組入れかつ一定用量でこれらから放出させることができ、これにより、再狭窄がステントの管孔内に生じることが防止される。

図３には、２つのステンティングリングが分解状態にあるところが示されている。理解されようが、補完関係にある２つの雄型および雌型フォームフィッティング部分は、導電性の低い部分を間に介してぴったり嵌合できる。ブリッジ１２の管孔面は、ステンティングリングの管孔面と同一面内にある。しかしながら、このことは、本発明の概念を実施する上で重要なことではない。ブリッジの管孔面は、ステンティングリングの管孔面に対して充分に半径方向内方に位置させることができる。しかしながら、ステント管孔を通る流体の流れが妨げられないようにするには、ブリッジの管孔面とリングの管孔面とは同一面内にあるのが好ましい。

図４は、本発明の他の好ましい実施形態による２つのステンティングリング間にブリッジを形成する、互いに補完関係にある雄型および雌型フォームフィッティング部分を備えた２つの連結されたステンティングリング間の連結ブリッジを示すものである。雌型フォームフィッティング部分はフォーク２２の形状を有し、該フォーク２２は、この中心の凹部内に雄型フォームフィッティング部分２４を受入れる。レーザカッティング加工により、雄型および雌型の両フォームフィッティング部分は、截頭円錐状の形状を有している。雄型フォームフィッティング部分と雌型フォームフィッティング部分との間にはギャップがある。レーザを用いてカッティングを行う場合、雄型および雌型フォームフィッティング部分のサイズは、本質的にレーザビームの焦点の直径に等しい。しかしながら、雄型および雌型フォームフィッティング部分は別々に作ることができ、その場合には、両フォームフィッティング部分間のギャップはレーザの焦点の直径とは異ならせることができる。このギャップは、この構造形式の高い可撓性の根拠となる。雄型および雌型フォームフィッティング部分の両者を通って、レーザドリル穿孔された貫通孔が互いに該整合するように延びており、これにより、ピン２６をこれらの貫通孔に挿入して、雄型フォームフィッティング部分を雌型フォームフィッティング部分に固定できる。貫通孔は、顕微鏡を用いた手動制御により、またはマイクロプロセッサ制御の下で自動的に、レーザビームドリルで形成できる。ピンは、酸化物層のような電気的絶縁材料で作るのが好ましい。また、全部がポリマーをベースとする材料またはセラミック等の非導電性材料で作られたピン２６を使用することも考えられる。

図５は、本発明のブリッジの他の好ましい実施形態を示すものである。２つのステンティングリングが係合部分３２、３４を介して連結されており、両係合部分は互いに補完する形状を有しかつ貫通孔を備えている。この貫通孔にピン３６を挿通して、ブリッジをヒンジ継手として機能させることができる。この場合にも、一定幅を有するレーザビーム焦点により、連結されたときに２つの補完部分の間にギャップが維持されるため、ステントチューブが体管腔内の曲りくねった通路に沿って前進されるときに、連結部の或る程度の枢動を可能にする。
各ヒンジピン２６、３６は、接着または他の任意の方法で、２つの補完係合部分のそれぞれの端部に機械的に固定できる。この場合も、ピンの円筒状表面は電気的に絶縁されるのが好ましい。

図６はブリッジストラット４２、４４を示し、該ブリッジストラット４２、４４にはそれぞれ球根状片持ち端部４６、４８が設けられ、かつ収縮スリーブ５０により包囲されている。各球根状端部は、絶縁酸化物層５２、５４が設けられるように処理されている。このブリッジは、膝関節に幾分似た機能を有する。
ステントシリンダの全体を完成するには、複数のこのようなステンティングリングが直列に連結される。全てのブリッジは低導電性部分を有しているので、無抵抗の電流がステントシリンダの一端から他端へと流れることはない。隣接リング間の高抵抗接続により所望効果が得られ、このため、ステントシリンダがＭＲＩイメージング装置のＨＦ信号に露出されたときに、ステント管孔のＭＲＩイメージにアーテファクトが発生することが低減される。

このような複数のステンティングリングを直列に連結することによりステントシリンダが完成されかつ該ステントシリンダが外側シース内に入れられて定置の準備が整うと、ステントシリンダの構造、特に図３に示すような１つの好ましい実施形態によるブリッジの構造は、個々のステンティングセクションを体管腔内の間隔を隔てた位置に配置することを可能にする。これにより、医療従事者は、一度に１つのみのステンティングリングを解放することができ、このため、ブリッジにより分離された個々のステンティングリングを、体管腔内の異なる位置に配置できる。当業者には明瞭であろうが、ブリッジの構造は、隣接ステンティングリングを外側シース内に入れたままにしておき、これに隣接する１つのステンティングリング自体を隣接ステンティングリングから分離できるようにすべきである。
用語「導電性が低いまたは事実上ゼロの部分」とは、隣接する２つのリングで互いに対面する２つのブリッジストラット間の部分の導電性が、ステンティングリングの導電性に比べて実質的にほぼゼロであること、すなわち少なくとも非常に低いことを意味すると解すべきである。隣接リング間、従ってステントの２つの軸線方向端部間には導電性が全くないことが理想的であるが、実際には幾分かの残留導電性が存在することは不可避である。

また、金属構造体の突出ストラットの衝合面の化学的組成を変更することにより、全部または少なくとも一部の導電性を低くすることを考えることもできる。化学的組成の変更は、ドーピング、イオンビームエピタクシ、イオン衝撃等により行なうことができ、これにより、これらの処理に露出された金属構造の表面部分の導電性が変えられる。
ブリッジの長さをステントの長さに対して非平行に配置することにより、ブリッジの長さを、ブリッジにより連結される２つの隣接リング間の間隔に対して増大させることができ、ブリッジが非導電性または低導電性を有する材料で作られる場合には、この特別な長さは、隣接リング間の電気的絶縁性を高める上で有効である。

ＭＲＩによるステント管孔の視認性を向上できる他の設計的可能性として、
・ブリッジの断面積を局部的に小さくすること、
・ブリッジ長さ内に深い迷路形状を設けて、ＭＲＩ処置中に存在するようなＨＦ磁界内のブリッジ要素の電気的性能に影響を与える抗平行ブリッジ長さ部分を形成すること、
・ブリッジの表面を改変して、ＨＦ磁界内に現われてブリッジ表面を形成する要素の電気的性能を変えるスキン効果を利用すること、
・特定ブリッジ構造およびリングに対するブリッジの特定位置と組合せるための特定リング構造を賢明に選択することにより、ブリッジ内に、誘導関連型または共振関連型電磁気効果を発生させることが考えられる。

本発明は主としてステントのような半径方向に拡大可能な管状金属構造体関するものであるが、当業者ならば、本発明を、カテーテルをベースとする手術に使用されるガイドワイヤに適用することも考えられるであろう。このようなガイドワイヤには、ガイドワイヤの実際の長さに沿って、誘電体または非導電体からなる中間部分を設けることもできる。ガイドワイヤ長さの遠位側部分に沿う少なくとも２０ｃｍ毎に導電性遮断部を設けることができる。
特許請求の範囲に記載の保護範囲は、詳細に上述した実施形態に限定されるものではない。上記詳細な説明は、当業者が特許請求の範囲内の実施形態を実現する補助のためのものであって、保護の範囲を定めるものではないことは理解されよう。

チューブの長手方向軸線に対して直交する線の方向から見た管状自己拡大型ステント構造体の側面図であり、ステントがその大きい半径をもつ定置形状にあるところを示すものである。 定置前の半径方向に縮小した形状にある２つの連結された迷路型ステンティングリングの斜視図であり、このようなリングに更に連結できる、迷路型リングの雄型および雌型のフォームフィッティング部分のそれぞれの端部を示すものである。 互いに分離された図２の２つの迷路型リングを示す斜視図である。 ブリッジ構造の１つを示す概略図である。 ブリッジ構造の１つを示す概略図である。 ブリッジ構造の１つを示す概略図である。

符号の説明

２ ステントシリンダ
４ 迷路型リング（ステントリング）
１２ ブリッジ
１４Ａ、１４Ｂ、４２、４４ ブリッジストラット
１６Ａ 弧状ヘッド部分
１６Ｂ 弧状凹部
２２ 雌型フォームフィッティング
２４ 雄型フォームフィッティング
２６、３６ ピン
３２、３４ 係合部分
４６、４８ 球根状片持端部
５０ 収縮スリーブ
５２、５４ 絶縁酸化物層

Claims (24)

1. 非管孔状主壁面、管孔状主壁面、およびこれらの主壁面間の半径方向壁厚を有し、ストラット（３）が壁に貫通孔を形成し、長手方向軸線を更に有し、該長手方向軸線に沿って互いに隣接して配置された複数の拡大可能リング（４）を形成し、各リング（４）が少なくとも１つのブリッジストラット（１４Ａ、１４Ｂ）を形成し、隣接リング（４）が、該隣接リング（４）の隣接ブリッジストラット（１４Ａ、１４Ｂ）間の協働により形成される少なくとも１つのブリッジ（１２）を介してリンクされている半径方向に拡大可能な管状金属構造体（２）において、
   前記ブリッジ（１２）は壁厚全体に亘って低導電性を呈し、管状構造体（２）の全長に亘って分散され、管状構造体（２）を軸線方向に間隔を隔てかつ電気的に絶縁されたセクションに分割するように構成されかつ配置された複数のブリッジ（１２）が設けられていることを特徴とする半径方向に拡大可能な管状金属構造体。
2. 前記ブリッジ（１２）は相互係合型継手部分を有することを特徴とする請求項１記載の管状金属構造体。
3. 前記ブリッジ（１２）は補完係合部分（１６Ａ、１６Ｂ）を有することを特徴とする請求項１または２記載の管状金属構造体。
4. 前記係合部分（１６Ａ、１６Ｂ）は雄型／雌型フォームフィッティング部分を有することを特徴とする請求項３記載の管状金属構造体。
5. 前記フォームフィッティング部分は截頭円錐状の形状を有することを特徴とする請求項４記載の管状金属構造体。
6. 前記雄型フォームフィッティング部分は弧状端面を備えた係合ヘッド部分（１６Ａ）を有し、前記雌型フォームフィッティング部分は、前記弧状ヘッド部分（１６Ａ）を受入れるためのさねはぎ型内側衝合面を備えた弧状係合端部（１６Ｂ）を有することを特徴とする請求項４または５記載の管状金属構造体。
7. 少なくとも一方の係合部分は、ブリッジの剛性を高めるための生体適合性接着剤を支持していることを特徴とする請求項３〜６のいずれか１項記載の管状金属構造体。
8. 前記低導電性を有する部分は、金属構造体の化学的組成が変更されている部分を有することを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項記載の管状金属構造体。
9. 前記低導電性を有する部分は、少なくとも一方の補完係合部分の衝合面上の低導電性層を有することを特徴とする請求項３〜８のいずれか１項記載の管状金属構造体。
10. 前記低導電性部分は酸化物層を有することを特徴とする請求項１〜９のいずれか１項記載の管状金属構造体。
11. 前記ブリッジは隣接ブリッジストラット（４２、４４）に連結されたスリーブ（５０）を有し、前記ブリッジストラットは前記スリーブ内で間隔を隔てていることを特徴とする請求項１記載の管状金属構造体。
12. 前記ブリッジの長手方向軸線は、構造体の長手方向軸線に対して平行でないことを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項記載の管状金属構造体。
13. 前記ブリッジは迷路の形状を有することを特徴とする請求項１〜１２のいずれか１項記載の管状金属構造体。
14. 前記リングは迷路の形状を有することを特徴とする請求項１〜１３のいずれか１項記載の管状金属構造体。
15. １つのリングと隣接リングとを連結するブリッジの数は、１つのリングの迷路の数より少ないことを特徴とする請求項１４記載の管状金属構造体。
16. 前記ブリッジの形状は、「Ｓ」字形状に似ていることを特徴とする請求項１〜１５のいずれか１項記載の管状金属構造体。
17. ニッケル／チタン形状記憶合金で作られていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれか１項記載の管状金属構造体。
18. ステンレス鋼で作られていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれか１項記載の管状金属構造体。
19. 医療用ステントであることを特徴とする請求項１〜１８のいずれか１項記載の管状金属構造体。
20. 非管孔状主壁面、管孔状主壁面、およびこれらの主壁面間の半径方向壁厚を有する半径方向に拡大可能な管状金属構造体（２）の製造方法であって、
    拡大可能な複数のリング（４）を形成する段階を有し、リング（４）は構造体（２）の長手方向軸線に沿って互いに隣接するように配置され、かつ各リング（４）は少なくとも１つのブリッジストラット（１４Ａ、１４Ｂ）を形成し、
    隣接リングのそれぞれのブリッジストラット（１４Ａ、１４Ｂ）を接近させることにより隣接リング間にブリッジ（１２）を形成する段階を更に有する製造方法において、
    各リングとその隣接リングとの間のブリッジ（１２）の壁厚全体を低導電性に形成する段階を有し、管状構造体（２）の全長に亘って分散され、管状構造体（２）を軸線方向に間隔を隔てかつ電気的に絶縁されたセクションに分割するように配置されかつ構成された複数のブリッジ（１２）が設けられていることを特徴とする半径方向に拡大可能な管状金属構造体（２）の製造方法。
21. 前記拡大可能なリングを形成する段階が、
    管状ワークを設ける段階と、
    該管状ワークを支持体に取付ける段階と、
    ワークをレーザカッティングしてリングに迷路を形成する段階とを有し、リングは互いに長手方向に隣接して配置され、各リングは、第一および第二端部と、第一端部に配置された少なくとも１つの補完係合部分（１６Ａ）であって、隣接リングの第二端部の補完係合部分（１６Ｂ）と係合する補完係合部分（１６Ａ）とを備えていることを特徴とする請求項２０記載の製造方法。
22. 前記各リングを少なくとも１つのブリッジを介して隣接リングにリンクする段階は、
    前記ブリッジストラットの衝合面を酸化させる段階を有し、これにより各ブリッジが、前記低導電性部分を構成する低導電性層を備えていることを特徴とする請求項２０または２１記載の製造方法。
23. 前記各リングを少なくとも１つのブリッジを介して隣接リングにリンクする段階は、
    絶縁スリーブ（５０）を設ける段階と、
    ブリッジストラットが前記スリーブ内で間隔を隔てるようにして、前記スリーブを隣接リングの隣接ブリッジストラット（４２、４４）に取付ける段階とを有することを特徴とする請求項２０または２１記載の製造方法。
24. 体管腔内に定置された管状金属構造体（２）により支持された管孔を視覚化する方法において、
    体管腔にＭＲＩイメージング技術を適用する段階を有し、
    前記管状構造体（２）は該構造体の長手方向軸線に沿って互いに隣接して配置された複数のリング（４）を備え、各リングは、構造体の壁厚全体に亘って低導電性を呈する少なくとも１つのブリッジ（１２）を介して隣接リングにリンクされ、複数のブリッジは、管状構造体を軸線方向に間隔を隔てた電気的絶縁セクションに分割するように構成および配置され、前記管状構造体から生じるＭＲＩイメージングのアーテファクトが低減されることを特徴とする方法。

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