JP2010000378A - 可撓性があり形状順応性のあるステント及びその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】膨張したときに導管壁を十分支持できるとともに、膨張の前後で高い可撓性を有するステントを提供する。
【解決手段】ステントは、隣接している半径方向に膨張可能な波形リング（１３）間を複数のフレックス部材（１２）で接続してなる。そのフレックス部材の中には、互いに鏡像をなす２つのフレックス部材がある。各フレックス部材の波形リングへの接続位置は２つだけ存在する。各フレックス部材の接続位置は、それぞれ隣接する波形リングの頂点付近であるとともに、周方向にずれている。
【選択図】図１Ａ

Description

本発明は膨張可能なステントに関する。

ステントは一般的に知られている。更に“ステント”という用語は“管腔内移植片（intraluminal vascular graft）”や“膨張可能な人口挿入物（expansible prosthesis）”のような用語としても使われてきた。この明細書を通して“ステント”という用語は広い意味を持ち、生体内管腔（例えば内腔又は動脈）に体内移植するためのあらゆる膨張可能な人口挿入装置を包含して良い。

過去１５年で、ステントの使用はこれらの装置の可能性、すなわちあるケースでは手術に代わるものとして使用されるという可能性のために注目を増し続けてきた。一般的にステントは通路の完全性を維持している間、生体内管腔の開通性を獲得し、維持するために使われる。この明細書の中で“生体内管腔”という用語は広い意味を持ち、人体内のあらゆる管（例えば自然上の、あるいは医療上の）を包含し、血管、呼吸気管、消化管等を含む群から選択された一部器官をも含んで良い。

現在利用可能なステントの大多数は、ステントの膨張中に生体内管腔の開通性を維持するのに十分な力だけが作用するような、目標の生体内管腔でのステント構造全体の制御された塑性変形に頼る、という方向へ発達してきた。

一般的にこれらのシステムの多くにおいて、ステントはバルーンとともにカテーテルシステムにより生体内管腔の目標域にデリバリーされる。ステントが適所に配置されると（例えば導管内の留置には、導管の目標域は蛍光透視中に可視化を促進するために造影剤を満たすことができる）、ステントの変形が生体内管腔に対して適切に作用するように、バルーンは膨張され、それによってステントの構造全体を塑性変形させる。上述のように、生体内管腔の開通性を維持している間、作用する力の総量は少なくともステントを膨張させることが必要である（すなわち作用する力はステント材が塑性変形を受ける最低限の力を上回る）。この時点でバルーンはすぼまされガイドカテーテルへ引き込まれ、続いて取り除かれる。理想的にはステントは適所に留まり生体内管腔の目標域を閉塞（もしくは狭窄）から実質的に開放する。

これまでのステントデザイン及び展開システムの論考のために例として以下の特許文献を参照されたい。また、非特許文献１の１０９ページから１１６ページに詳述の膨張可能な隣接する２つの波形リングを互いに結合するＳ形が周方向に方向付けられた２つのリンクを使用する冠状特徴ステント(Genius Coronary Stent)の従来技術を参照されたい。

米国特許第４，７３３，６６５号（Ｐａｌｍａｚ） 米国特許第４，７３９，７６２号（Ｐａｌｍａｚ） 米国特許第４，８００，８８２号（Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ） 米国特許第４，９０７，３３６号（Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ） 米国特許第５，０３５，７０６号（Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ他） 米国特許第５，０３７，３９２号（Ｈｉｌｌｓｔｅａｄ） 米国特許第５，０４１，１２６号（Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ） 米国特許第５，１０２，４１７号（Ｐａｌｍａｚ） 米国特許第５，１４７，３８５号（Ｂｅｃｋ他） 米国特許第５，２８２，８２４号（Ｇｉａｎｔｕｒｃｏ） 米国特許第５，３１６，０２３号（Ｐａｌｍａｚ他） 米国特許第５，７５５，７７１号（Ｐｅｎｎ他） 米国特許第６，１８３，５０６号（Ｐｅｎｎ他） 米国特許第６，２１７，６０８号（Ｐｅｎｎ他）

"Handbook of Coronary Stents"第4版、Serruys and Rensing編集、著作権2002、Martin Dunitz Ltd.

ステントの実用性を決定する２つの機能上の制約は、第１に蛇行性構造を通って目標となる狭窄の位置へのステントの誘導を容易にするために、ステントが膨張していない状態において高度の可撓性を持つべきであること、そして第２に再狭窄の作用及び急性閉塞の可能性を最小にするために、膨張したステントは半径方向に対して剛性であるべきであることである。このように理想的なステントはその状態（膨張した、又は膨張していない）から独立した必然的な機能上の特性（すなわち可撓性及び寸法安定性）に特徴がある。

従来のステントはしばしば、導管壁を半径方向に支える能力及び薬剤又は薬物を導管壁に分配する能力を犠牲にして、可撓性を達成している。更に、これらのステントは膨張したときにしばしば可撓性及び形状順応性を失う。

従って、これらの不都合を克服し（例えば半径方向の支持力を改良し、薬剤の分配の均等性を改良し、挿入時の可撓性を改良し、形状順応性を改良する）、簡単に製造され、形式的なステントデリバリーシステムを使って展開されうる改良されたステントが望まれるだろう。

本発明は上述した従来技術の不都合の少なくともいくつかを回避し、又は軽減する。

従って、その一態様において、本発明は、それぞれ複数の頂点を有するストラットを含む、半径方向に膨張可能な複数の波形リングと、半径方向に膨張可能な隣接する第１及び第２の波形リングを互いに結合する複数のフレックス部材とを有し、半径方向に膨張可能な前記第１の波形リングが、周方向に隣接する２つのフレックス部材に結合された１より大きな正弦波周期を有するストラットを含み、半径方向に膨張可能な前記第２の波形リングが、周方向に隣接する２つのフレックス部材に結合された１未満の正弦波周期を有するストラットを含むことを特徴とする膨張していない状態のステントを提供する。

他の態様において、本発明は、第１の頂点を含む半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第１の頂点に対して長手方向について整合しない第２の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第２の波形リングと、前記第１及び第２のリングを相互に連結する、互いに鏡像をなす１組のフレックス部材とを有することを特徴とするステントを提供する。

本発明の新しいステントデザインは多くの独特な特徴を有する。一実施態様において、半径方向に膨張可能な２より大きい周期波の波形ストラットは、半径方向に膨張可能な隣接する第１及び第２の波形リングを互いに結合する１組のフレックス部材に隣接して配置される。半径方向に膨張可能な１組の波形ストラット間のリンクは互いに鏡像をなす。少なくとも１つの従来技術のステントが長手方向の正弦リンクを使用しているが、本実施態様においては、本発明のステントは隣接するリンクが互いに鏡像をなす周方向にＳ形のリンクを利用する。

他の態様において、本発明は、ステントであって、第１及び第２の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングに隣接し、前記第１及び第２の頂点に対してそれぞれ周方向にずれた第３及び第４の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第２の波形リングと、互いに鏡像をなす第１及び第２のフレックス部材とを有し、前記第１のフレックス部材は、接続位置が２つのみであり、第１接続位置で前記第１の頂点に、第３接続位置で前記第３の頂点に結合され、前記第２のフレックス部材は、接続位置が２つのみであり、第２の接続位置で前記第２の頂点に、第４の接続位置で前記第４の頂点に結合され、半径方向に膨張可能な波形リングが隣接した状態において、周方向に並んだ頂点が同じ方向を指していることを特徴とする。

他の態様において、本発明は、ステントであって、第１の大きさの直径を有し、第１及び第２の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングに隣接し、前記第１の大きさに等しい第２の大きさの直径を有し、前記第１及び第２の頂点に対してそれぞれ周方向にずれた第３及び第４の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第２の波形リングと、第１及び第２のフレックス部材とを有し、前記第１のフレックス部材は、接続位置が第１接続位置と第３接続位置との２つのみであり、当該第１接続位置で前記第１の頂点に、当該第３接続位置で前記第３の頂点に結合され、前記第２のフレックス部材は、接続位置が第２接続位置と第４接続位置との接続位置が２つのみであり、当該第４の接続位置で前記第２の頂点に、当該第４の接続位置で前記第４の頂点に結合され、第１接続位置と前記第２接続位置との間の周方向距離は、第１の大きさであり、前記第３接続位置と前記第４接続位置との間の周方向距離は、当該第１の大きさよりも小さい第２の大きさであり、半径方向に膨張可能な波形リングが隣接した状態において、周方向に並んだ頂点が同じ方向を指していることを特徴とする。

本発明のステントの１つの利点は、ステントの長さ全体に渡って従来技術よりも多くの膨張リング及びより多くのリンクがあるので、ステントはより高い可撓性を有し、より良い支持力の分布をも有し、より均等な薬剤の分配を有し、より良い形状順応性を有することである。理想的なステントは限りない可撓性を有するものであるが、本発明のステントは従来技術に比べて非常に高い可撓性を有する。本発明のステントは非常に優れた骨格構造上の特性も有する。例えば、本発明のステントは膨張した状態において、相対的に均等な支持構造の分布を有することにより血管及びその他内腔を支持する。これは内腔の支持を構造上助けることによってステントが挿入された部分の流通を開く従来技術のステントと比べて、ステントがステントの長さ全体に渡ってストラットのより一定した分配を維持することにより達成される。この特徴は、ステント材に塗布された、又は形成された薬剤を役立たせるより均一な薬剤の分配も可能とする。

本発明のステントが曲がる仕組みは、隣接する膨張ストラットを結合するために長手方向ではなく周方向にＳ形を使用することによって、最新技術のステントが曲がる仕組みと異なる。従来技術における長手方向にＳ形のリンクは膨張ストラットリングを結合するが、一実施態様における本発明のステント構造では、半径方向に膨張する波形リングの組を互いに結合するための隣同士が互いに鏡像をなす周方向にＳ形のフレックス部材を使用することによって、より良い回動が得られる。ステントが膨張すると周方向にＳ形の各リンクが伸びるので、ステントの可撓性はステントが膨張しても維持される。

半径方向に膨張する隣接する波形リングを相互に連結するフレックス部材の形状は、導管へのステントの挿入中に、ステントが曲がるときに連続的な曲線を維持するのに役立つ。これはステントの挿入性能を飛躍的に改良し、導管への損傷の危険性を低下させる。この特徴は膨張後、膨張した状態のステントが導管の屈曲に追従することを可能とする。これにより導管への損傷を更に防ぐことができる。本発明の構造は、膨張可能な各リング又はストラットの長手方向の長さが短く（一般的には膨張していない状態のステント直径の２倍未満）、ステント構造が曲げられたときに滑らかな曲線に近づくような寸法を有する。

結果として、本発明のステントは高度な可撓性を有する（すなわち追従可能（trackable））ので、従来技術のステントよりもより滑らかに曲がり角を通過することができる。本発明のステントが膨張した後、ステントは内腔又は導管に長手方向への形状順応性を有する。これは重要である。なぜなら従来のステントは膨張していないときは可撓性を有するが、膨張したときに直線状に、そして硬くなり、それにより設置された位置の導管を直線状にしてしまうものもあるからである。周方向のＳリンク及び、膨張リング間の距離が近いことは、本発明のステントの改良された可撓性及びより均等な導管支持に寄与する。従って、本発明のステントは高い可撓性を有するとともに、良い導管壁支持（すなわち良い骨格構造（scaffolding））を与える。

従来技術はステントを“独立セル（closed cell）”（セル境界のいずれの頂点も他の頂点に結合されている）、もしくは“開放セル（open cell）”（セル境界の１つ又はそれ以上の頂点が他の頂点に結合されていない）に分類しているが、本発明のステント構造は“独立”及び“開放”の重大な不利を持たずに双方の利点を有する。

ステントが挿入され膨張されるときに独立セルは直線状になる傾向があるが、これは良くない。本発明のステントでは、リンク及び膨張リングは長手方向の同じ空間的周波を有する。しかし、各リンクは周方向に異なる長手方向線上で隣接するリングに結合している。一方、従来技術のリンクは同じ長手方向線上で隣接するリングと結合するものもある。更に、各リンクは隣接するリンクに直接結合されていない。一実施態様において、９つの各膨張リングは９つの正弦波形ストラットから構成されているが、６つのリンクだけが隣接する膨張リングを互いに結合するために配置される。この構造は本発明のステントが従来のステントよりもより高い可撓性及びより良い形状順応性を達成するのを可能とする。

更に本発明のステントでは、より多くの構造上の特徴を円周周りに有しており、各リングが長手方向により短くなることを可能とし、従ってより良い解決を得られる。長手方向により短いステントの膨張リングはより高い可撓性及び導管に対するより良い形状順応性を可能とする。

本発明のステントの一実施態様において、６つのリンクは円周周りに配置され、６つの結合は隣接する膨張リング間でこのように形成される。勿論、他の数のリンク部材も本発明の精神において使用されうる。

本発明のステントは組織脱（tissue prolapse）を軽減し、より均等な支持の分布（すなわちより均等な骨格構造及び半径方向の強度）を提供し、より均等な薬剤の分配を提供する。ステントが導管内に配置された後に再狭窄が起こることもあるとは言え、薬剤コーティングがステント内再狭窄を遅らせる。そのように本発明のステントの材料は従来技術よりも薬剤をうまく塗布できるばかりでなく、より均等に薬剤を分配する。

内腔又は導管に配置された後の膨張した本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 内腔又は導管に配置された後の１膨張度合いの本発明のステントを表す。 筒形状のステントの選択された部分を相変態させる技術を表す。 筒形状のステントの選択された部分を相変態させる技術を表す。 筒形状のステントの選択された部分を相変態させる技術を表す。 筒形状のステントの選択された部分を相変態させる技術を表す。 本発明のステントセルに関連する等距離線を表し、本発明のステントセルのステント境界から最も遠い点の最短距離をインチで表す。 従来技術のステントセルに関連する等距離線を表し、従来技術のステントセルのステント境界から最も遠い点の最短距離をインチで表す。 従来技術のステントセルに関連する等距離線を表し、従来技術のステントセルのステント境界から最も遠い点の最短距離をインチで表す。 従来技術のステントセルに関連する等距離線を表し、従来技術のステントセルのステント境界から最も遠い点の最短距離をインチで表す。

本発明の実施態様を添付した図面を参照して詳述する。ここで、同系の符号は同類の部品を示す。ここに詳述するのは、現在利用可能なステント構造に勝る可撓性特性を有する新しいステントデザインである。更に、膨張したステントはステントが展開された内腔の長手方向の形状を維持する固有の傾向を見せる。これは現在利用可能な多くのステントに比べて本ステントの重要な利点である。とりわけ、多くの現在利用可能なステントは膨張時に内腔を伸ばして直線状にし、本来の向きから長さ方向に沿って変形させる傾向がある。

膨張時に、本ステントの繰り返しパターンが理想的にはトラスのような形状に膨張し、とても望ましい半径方向に対する剛性となる。更に本発明のステントは膨張したときに望ましいストラット密度となり、これにより側枝への流通を可能とすると同時に優れた導管被覆という結果を生ずる。

本ステントデザインの他の利点は当業者には容易に明らかであろう。

本ステントの開始材料は適切なものであればいかなるものを用いても良い。望ましくは、開始材料は金属、合金、プラスチック、ポリマーの薄肉管である。代わりに、平板から本ステントを形成しても良く、２本の平行線を有する矩形に切断し（下記に詳述）、２本の長辺を接するまで丸めて溶接する。

好適実施態様の一つにおいて、開始材料は塑性変形可能な材料でありえ、限定を意図しない例として、ステンレス鋼、チタニウム、タンタル等が挙げられる。他の好適実施態様に、開始材料は温度に依存する記憶により膨張する材料（すなわち変形してもある温度に達すると記憶した状態に戻る材料）でありえ、限定を意図しない例として、ニッケル・チタニウム合金（“ニチノール”と短く呼ばれる）、形状記憶ポリマー等が挙げられる。代わりに弾性ポリマーのような材料を使っても良い。

添付した図を参照すると、本ステントの一実施態様が２次元に図示されている。このように、これらの図はチューブ状ステントを平面、側面に展開することにより得られる。

図示したステントは多くの既知技術のいずれにより製造されても良い。例えば、中空のパターン形成されていないチューブ材（すなわち孔のない表面を有した筒形状の壁）から開始して、チューブ材の一部を取り除いて孔のある表面にすることで本ステントを製造することが望ましい。この過程での精密性は特に制限されないが、コンピュータープログラム制御可能なレーザー切断システムであって、
ａ．固体チューブの受け取り、
ｂ．固体チューブの一部を精選的に取り除くために、固体チューブをレーザー光線の下で長手方向及び回転方向に移動し、これにより孔のある表面にし、
ｃ．固体チューブを望ましいステントの長さにするために切断すること、
により操作されるシステムを用いるのが望ましい。
このようなレーザー切断システムに適したものはＬＰＬＳ１００シリーズのステント切断機の技術として知られている。膨張していない状態のステントを製造するこのシステムの操作は当業者の知識の範囲である。

このようにレーザー切断システムから製造されたステントは膨張していない状態、膨張した状態、又はその中間の状態で良い。

必要であれば、ステント材はその表面にコーティング材を塗布しても良い。コーティング材はステント表面に連続的に、又は不連続的に塗布しても良い。更に、コーティングをステントの内側及び／又は外側に塗布しても良い。コーティング材は１又はそれ以上の生物学的に不活性な材料（例えばステントの血栓形成性を下げるため）、又は留置後に生体内管腔の内壁に溶解する薬効のある組成（例えば抗凝血性作用を提供し、生体内管腔に薬を分配するため等）で良い。

生体導管壁及び／又は液体（通常は血管を流れる血液）に反対に働く相互作用を最小にするために、ステントには生体適合性を付与するコーティングを提供するのが好ましい。コーティングは高分子物質が望ましく、一般的に溶剤中に成形ポリマーを溶解し、又は拡散してステントに塗布して溶剤を除去することによって提供される。代わりに高分子物質以外のコーティング材を用いても良い。適切なコーティング材は、ポリマーの例として、生体適合性を有するとして知られるポリテトラフルオロエチレンや、シリコーンゴム、ポリウレタンで良い。しかしポリマーは、アンモニウム・リン酸エステル基等の、双性イオンの側基を有しているのが望ましく、例えば、ホスホリル・コリン基又はその類似体などのリン酸エステル基がある。適当なポリマーの例は国際公開第９３／１６４７９号パンフレット及び国際公開第９３／１５７７５号パンフレットに詳述されている。これらのパンフレットに詳述されているポリマーは一般的な生体適合性だけでなく血液適合性を有し、更に滑らかである。生体適合性を付与するコーティングを使用する場合、例えば血栓症を引き起こすかもしれない血液との反対に働く相互作用を最小にするために、必ずステントの表面を完全に覆うことが重要である。また高分子量ポリＬ乳酸のような生体吸収性材料もステント材の一部又は全部として使用しても良い。

優良なコーティングは、コーティング溶液の粘性、コーティング技術及び／又は溶剤除去段階のような、コーティング状態の適切な選定により達成しうる。コーティングを施す場合は、膨張した状態又は収縮した状態のステントに塗布することができる。

図１Ａは本発明に従ってステントを形成する材料の形状を平面に図示したものである。実際のステントでは、図１Ａに示すパターンは材料の両端が接したチューブ状である。仮にチューブ状である材料が初めは平面に形成されていれば、材料はパターンを形成した後にチューブ状に丸められ、２本が接する端を溶接する。代わりに上述のように、チューブは連続する一般的なチューブ材を使用し、コンピューター制御のもと図１Ａに示すパターンとするためにレーザーエッチングをして形成しても良い。図１Ａのステントの構造は半径方向に膨張可能な複数の波形リング１３−１から１３−７を有し、各リングは複数のストラットを含み、半径方向に膨張可能な波形リング１３−ｉ及び１３−（ｉ＋１）（“ｉ”は１以上の整数）の直接隣接する各組は、複数のフレックス部材１２−ｉＡから１２−ｉＦにより連結される。このように図１Ａにおいて、半径方向に膨張可能な第１の波形リング１３−１は、複数のフレックス部材１２−１Ａから１２−１Ｆにより半径方向に膨張可能な第２の波形リング１３−２に結合される。波形リングの２つの特徴は重要である。第１に各波形リングは複数のＵ字形に曲がった部分により構成され、隣接する逆向きのＵ字形部分のアームを形成する１つのＵ字形部分のアーム及び、逆向きに開いて続くＵ字形部分を有する。各Ｕ字形部分のアームは覆われた状態又はしわを寄せた状態（すなわち最も収縮した状態）という意味で過大に曲がっていて、Ｕ字形部分の端部から最も離れたアームの端（すなわち遠位端）は、各Ｕ字形部分の端部に直接続くアームの端（すなわち近位端）よりも互いが近くである。この過大な曲がりが、ステントを著しく短くすることなく、半径方向に膨張可能な波形リングが妥当な範囲に膨張できるようにするのを助ける。各Ｕ字形部分の端部は曲線、平坦、角つき、鋭角にとがって、又はその他適切な形で良い。図１Ａに示すステントを形成するチューブは適当な直径及び肉厚で良い。導管に挿入するためにステントを所望の直径に丸めるのには周知技術を用いれば良い。一実施態様では、各半径方向に膨張可能な波形リングは９つの正弦ストラットから構成されると考えれば良く、各正弦ストラットはＵ字形部分のアームの中間から始まり第２の正弦ストラットとなる点まで続く。図１Ａのように、中心線１４は半径方向に膨張可能な波形リング１３−１の中心を通り、中心線１４と各Ｕ字形部分の各アームの交点は１から１８の番号で特定されている。図１Ａから、第１の正弦波は１から３へ伸びる波形リングの一部により構成され、第２の正弦波は３から５へ伸びる波形リングの一部により構成され、３つ目の正弦波は５から７へ伸びる波形リングの一部により構成され、平面に表された材料がチューブ状に丸められたときに１８から１へ伸びる正弦波を含めれば、合計９つの正弦波となることが明らかである。

ステントはその目的に応じた膨張していない状態での直径範囲を有する。一般的には膨張していない状態のステントの直径の範囲は数分の１ミリからそれ以上に及ぶ。
例えば波形リング１３−１を波形リング１３−２に結合する複数のフレックス部材（すなわち“リンク”）は、図１Ａに示すように６つの部材からなる。

曲線部１２−１Ａは、リング１３−１の第１の正弦ストラットのアーム１の端から、鋭角なＳ形をして、波形リング１３−２の正弦ストラット部材のアーム３の隣接する端へ伸びる。周方向のリンク１２−１のうちフレックス部材１２−１Ａ（すなわちリンクＡ）（一まとめとして扱うＡとして図示されるフレックス部材）は半径方向に膨張可能な波形ストラットと同じ材料から構成される。この部分Ａ（リンク１２−１の部分Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅ，Ｆも同様）は、半径方向に膨張可能な波形リング１３−１及び１３−２をステントの残りの部分に対して的確な位置に留めたままの状態で、隣接するリング１３−１及び１３−２の膨張に伴って周方向に膨張する。ステントの半径／周方向への膨張は、半径方向に膨張可能な波形リング１３の独特な正弦波形状及びフレックス部材の押し縮めたＳ形の形状により、ステントの長手方向の収縮なしにかなりの長さに渡って達成される。半径方向に膨張可能な各波形リング１３−ｉは、フレックス部材１２−（ｉ−１）及び１２−ｉ（ｉは１以上の整数）により、半径方向に膨張可能な隣接する波形リング１３−（ｉ−１）及び１３−（ｉ＋１）へと結合される。例えば１２−１Ａから１２−１Ｆの周方向のリンクは１３−１及び１３−２を結合する。リンク１２−１から１２−６では、各フレックス部材は偶数リンク１２−２，１２−４，１２−６が奇数リンク１２−１，１２−３，１２−５と周方向にずれていることを除いて、フレックス部材１２−１Ａ又は１２−１Ｂの関係で表される。この発明の特徴として、フレックス部材１２−１Ａ及び１２−１Ｂのように隣接するフレックス部材の組は互いに鏡像をなす。リンク１２−１Ａ及び１２−１Ｂのようなリンクの鏡像は、閉じられた単位セルを生ずる。セル内のどの位置もセルの境界を画定する材料への最短距離を有する。セルの境界となる材料は、隣接する２つの波形膨張リングに属するストラット材の一部とだけでなく１２−１Ａ及び１２−１Ｂのようなリンクの一部から構成される。

図１Ｂ，１Ｃ，１Ｄ，１Ｅ，１Ｆ，１Ｇ，１Ｈはステントが最大径に膨張したときの、半径方向に膨張可能な各波形リング１３の形状の変化及び、半径方向に膨張可能な隣接する波形リング１３を結合するフレックス部材１２（すなわちリンク１２）の対応する変化を示す。図１Ａから１Ｈを連続的に、そして焦点的に見ることにより分かるように、例えば半径方向に膨張可能な波形リング１３−１及びフレックス部材１２−１において、フレックス部材１２−１は長手方向に伸び、リング１３−１及び１３−２の半径方向に膨張可能な隣接する波形リングを互いに結合する。これによりステントがその本来の長さに近い長手方向の長さを維持することが可能となる。フレックス部材１２−１Ａは図１Ｂから１Ｈに特定され、符号付けされている。図１Ｂ及び１Ｃから分かるように、周方向にＳ形であるフレックス部材１２−１Ａの周方向の寸法は、ステントの膨張とともに大きくなる。この増大はフレックス部材１２−１Ａを、図１Ｂに示す平行な３本のアームを有するＳ形に、そして図１Ｃに示す小さいが明確に認識できる鋭角θを互いに持つ３本のアームを有するＳ形に形成する。図１Ｄは互いに約３０°のより大きな角度を形成するフレックス部材１２−１Ａの３本のアームを示す。これらの角度θはステントが周方向に膨張するとともに実質的に大きくなっていく。図１Ｅでは角度θは約４５°となり、図１Ｆでは角度θは約６０°となる。図１Ｇでは角度θは９０°に達する。図１Ｈのフレックス部材１２−１Ａはθが９０°以上の広がりになるほど膨張している。例えば１２−１Ａから１２−１Ｆの部材によって表されるフレックス部材は、内腔へ挿入するときの可撓性、膨張したときの形状順応性、十分に均等な骨格構造をステントに与える。

本発明の一実施態様において、ステント材はニッケル・チタニウム（“ニチノール”と短く呼ばれることもある）のような形状記憶合金でも良い。ステントの加工において、ステント材を熱するため、ステントは塩浴又は加熱炉のような熱源（２００度から６００度）に１分から３０分入れられる。ステント材の形状記憶処理をし、ステントに応力除去処理をし、活性Ａｆ（すなわち２５°のような体温より低い適切な温度で、材料が完全なオーステナイトとなる温度）を制御するためである。そしてリンクは、局部的にＡｆを体温以上に上げるために更に熱せられる。レーザーの使用により、又は短時間（例えば０．０１から１．０秒）リンクに電圧を加えることにより行い、このような加熱はリンクのＡｆを体温以上に上げる。これを行うことによって、体温（約３７°）又はステントに適用するのでなければ最低設計温度で、リンクをほぼ全体的に、又は少なくとも部分的にマルテンサイトとしておくことができる。オーステナイト形状記憶リング材料は、その記憶状態として所望の展開状態の直径を有する。この形状記憶合金は、例えばステントを押し縮めてデリバリースリーブに挿入することにより、膨張していない状態の小さなステントを形成するため圧縮される。ステントは縮める前にマルテンサイト相となるまで冷却されれば良い。そしてステントは体内に設置される。ステントが内腔又は導管に適切に配置されてスリーブを取り除くとき、ステントは体温（典型的には９８．６°Ｆ）まで上がっている、又は上がるだろう。この温度はリング材がマルテンサイトからオーステナイトに変わる温度以上であり、このようにステントは自然に膨張してその元の大きさに戻ることとなり、これによりステントはバルーンカテーテルを使用する必要を回避する。

局部的に熱処理されるステントの一部は、１０分の１秒程の短時間のレーザーの使用により、又はこれらの部分を抵抗性のワイヤーとして扱うことにより加熱される。ステントワイヤーの最適な加熱は１秒以下で、０．５秒又はそれ以下のようなものであろう。これはステントの隣接する部分の望まれない加熱を防止する。オーステナイト相では材料は与えられた状態を呈する。オーステナイト材は冷却されるとマルテンサイト相に変態するが、オーステナイト相で有した形状を保持する。そして、マルテンサイト材は押し縮められ、圧縮され、スリーブ管に入れられて人体の導管へ挿入される。スリーブ管が取り除かれ材料の温度が上がるとオーステナイトへ変態し、通常の記憶状態へ戻る。体温以下の適切な差をもってオーステナイト相へ変態する温度を有する材料を適切に選択し、取り扱うことにより、ステントは体温に達したときに膨張するものに製造されれば良く、導管又は他の生体部の開通を維持する。

更なる局部加熱処理を行うことは、変態温度Ａｆの向上に影響する。仮に装置の一部のＡｆが体温以上だとすると、その部分は少なくとも部分的にマルテンサイト相となる。この部分は設計温度では超弾性とはならず、その記憶状態に戻らないであろう。結果として、この部分はオーステナイト状態である同一の他の部分よりも小さい力で容易に変形されうる。この特性は、ステントのリンクに用いたときに、ステントの可撓性及び形状順応性を高める。超弾性のリンクは容易に変形しないので、超弾性ステントは、可撓性／形状順応性、骨格構造／薬剤分配のそれぞれの間にトレードオフの関係を有する。体温でリンクをマルテンサイトにする熱処理により、このトレードオフは改善されうる。すなわち、可撓性／形状順応性を犠牲にすることなくより多くのリンクが使用されうる。

図２Ａは、正と負の電気接点を当てることにより、電流を正接点及び負接点間のステント材の一部に流す筒形状のステントを示す。電流フローはステント材を熱し、材料はマルテンサイトからオーステナイトに変態する。

図２Ｂは、２つの接点間のステント材をマルテンサイト相からオーステナイト相へ変態させるために、ステントの長手軸線に沿って当てた正電極２１及び負電極２２を示す。

図２Ｃは、マルテンサイトからオーステナイトに変態させる、ステントの一部に設置可能な両極性の曲がった電極２３を示す。

図２Ｄは、セラミックの筒２６に延在する長手方向に流れる正電圧を帯びた伝導性ワイヤー２５を有するセラミックの筒２６を示す。伝導性ワイヤー２５は、セラミックの筒２６の表面上にある伝導性材料である電気的伝導部２７−１，２７−２，２７−３に電気接点を作る。筒２６はステント内に配置され、負電圧を帯びる電極２８は局部的な熱処理をするステント材の一部上に作用される。電流はリード線２５を通って２７−１のような正電極へ流れ、そして局部的に熱処理されるステント材の一部を通って、直接隣接して置かれたステント材の一部に接触している負電極２８へ流れる。マルテンサイトからオーステナイトへ変態させるステント材の、これらの部分へ電流を適切に作用させる他の構造は、本開示の図中に明らかであろう。

また、著書”Laser Annealing Of Shape Memory Alloys: A Versatile Tool For Developing Smart Micro-devices”、Y.Bellouard他著、Journal of Physics IV France 11(2001)発行、8−571ページにおいて開示されている方法により、この目的達成にはレーザーも使用されうる。また、”Local Annealing Of Complex Mechanical Devices: A New Approach For Developing Monolithic Micro-devices”、Y.Bellourd他著、発行Materials Science And Engineering A273-275(1999)発行795−798ページを参照。

図３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄは、セル境界から同じ最短の距離を有する全ての点を表す等距離線とともに、本発明（図３Ａ）及び３つの従来技術のステントに関するセルを図示する。

セルの性能を決定するのに重要なパラメーターはセル内のある位置から最も近いセル壁までの最短距離である。それぞれセル内壁からある一定の最短距離となる点の集まりを表す各等距離線からなる一連の等距離線を描くことができる。このように各等距離線は、セル境界を形成するストラット又はリンクの最も近い隣接する部分へ同じ最短距離となる全ての点を表す。連続する等距離線がセル内に描かれたとき、セル内の他のどの点よりもセル境界から遠い点がある。この点を“最小支持点（least supported point）”と呼ぶ。（以下“ＬＳＰ”という）本発明のステントにおいては、ＬＳＰから最も近いセル境界までの（すなわちセルを取り囲むストラット及びリンク材までの）距離は、従来技術のセル内のＬＳＰよりも小さい最大値となる。言い換えれば、セル内の導管壁上にある他の全ての点に比べて最小の支持を受ける点がある。しかし、図１Ｈから明らかなように、本発明のステントを形成する材料は、膨張したときに導管表面全体に適度に均等に分配される。これは本ステントの薬剤分配性能だけでなく本発明のステントの骨格構造性能が、従来技術のステントに比較して高められるだろうことを意味する。

あるステントが“金属被覆百分率（percent metal coverage）”（そしてこれは有用なパラメーターである）という用語を用いて説明されるが、この方法の１つの問題は、幾つかの大きいストラットを有するステントが、多くの軽いストラットを有するステントと同じ金属被覆百分率となるということである。しかし、導管壁の支持及び薬剤分配の範疇では、２つのステントの性能は著しく異なる。様々な構造が同じ金属を目覚しく異なる方法で配置するので、それによって導管壁の支持及び薬剤の分配との間で異なった結果となる。問題はどのようにステントを構成する金属が展開され、使用されるかである。金属の最適な使用は薬剤の分配、導管壁の支持、ステントの導管内への挿入性能及びステントの寿命に影響する。

最適なステントは血管内の血液の最適な流れを回復し、半径方向への支持を提供する。一方、同時に挿入時及び膨張時の血管の損傷を最小にし、組織脱を最小にする。そのようなステントが開通性を維持し、薬剤の分配を最適化する。ステントが導管壁をいかに良く半径方向に支持するかを決定するためには、ストラット間でかつセル境界内の孔の大きさを測定しなければならない。全てのセルは異なる形状を有するので、組織を支持するセルの有する性能が問題である。簡単に上述したように、各セルには、セル境界又はストラットから最も遠いセル内の点（“ＬＳＰ”）（すなわち、最も近いセル境界上の点からより離れている）がある。導管壁上にある他の全ての点はこの点よりも近いストラットにより支持されている。図３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄのステントのセルでは、図３Ｂ，３Ｃ，３Ｄの導管壁上の最小支持点からセル内で最も近いストラットまでの距離は、それぞれ０．０２３６インチ、０．０２５４インチ、０．０２０４インチである。このように本発明のステントは、図３Ｂ，３Ｃ，３Ｄに示した従来技術のセルよりも、導管壁をより効果的に支持し、より良い骨格構造及び薬剤の分配を提供するセルを有する。

図３Ａに示す本発明のステントでは、等距離線はそれ自体の輪郭が接触する初めの等距離線により囲まれる非常に僅かな範囲を残してステント全域を広く覆う。図３Ｂにおいて、従来技術のステントは等距離線を有するが、これらの等距離線の多くがセル範囲を画定する境界の幾つかの突出部には広がらない。これは導管への時効性の薬剤でステントを覆ったときに、このセルがこれらの範囲にとても高い薬剤投量を与えることを示す。

図３Ｃのセルは、セル範囲を画定する境界の突出部のため、図３Ｂのセルと同じ問題を有する。これらの突出はステントに関連した周方向に膨張したワイヤー間のつながりにとても堅い結合をもたらす。

図３Ｄのセルは、図３Ｂ，３Ｃのセルのような突出を回避しているが、本発明のセルにより提供される支持に比べたときに、良く支持されない導管壁の範囲が広くなる。このように図３Ｄのセルは幾つかの等距離線を有するが，輪郭線が重なり合う、及びそれ自体が接触する等距離線は、その境界内にセル全体に渡りつながった等距離線ではなく境界内に大きな２つの範囲を残す。このように、このセルは比較的弱い骨格構造及び比較的均等でない薬剤分配を有する。

等距離線は地形図の等高線と同様の線を表す。セル境界からオフセットしたこれらの等距離線又は等高線の１つが、それ自体が接触したとき、輪郭により囲まれた範囲は、ストラットがどのようにセル周辺に分配されたかという尺度である。図３Ａに示す本発明のセルは、直径３ｍｍに膨張したとき接触する等高線により囲まれる範囲は０．０００９３平方インチとなる。図３Ｂのセルは、接触する等高線により囲まれる範囲は０．００４２７平方インチとなる。図３Ｃのセルは接触する等高線による範囲は０．００５６２平方インチのとなり、図３Ｄのセルは接触する等高線による範囲が０．００２６７平方インチとなる。接触する等高線内の範囲は、ステントがいかに効果的に導管壁を支持するか、そして薬剤コーティングしたストラット材が導管壁に沿っていかに均等に分配されるかという尺度となる。この比較から分かるように、本発明のセルは接触する等高線により囲まれる範囲が最も小さくなる。これは、このセルが従来技術のセルよりもより良い骨格構造及び薬剤分配を提供することを意味する。

再狭窄防止治療を最適にするためには、導管壁への薬剤の均等な、又は分配“さえも”望まれる。等高線又は等距離線自体が接触する点は導管壁の組織が“２倍の”投薬を受ける点である。初めに接触する等高線内に残される領域が小さければ小さいほど良い。なぜなら、低い、又は不十分な薬剤の分配をするステントにより支持される導管壁の範囲が小さいことを意味するからである。この領域が、投薬量の非常に低い状態、又は全く薬剤がない状態（すなわち未処置）となる限り、この領域は最小にされなければならない。本発明のセルは、図３Ｂ及び３Ｃの従来技術と比較してこの範囲を最小としている。図３Ｂ及び３Ｃとの関係では，本発明のセルは薬剤の過量投与を受ける導管壁の範囲を最小にする。

ステントの性能の更なる尺度は、セル周囲長の内部面積に対する比率である。 “１／インチ”の単位次元を有するこのパラメーターは、ステント直径が３ｍｍに膨張した本発明のステントの一実施態様におけるセルでは、１０９．８の値となる。一方、図３Ｂ，３Ｃ，３Ｄのセルでは、セル周囲長の内部面積に対する比率は、それぞれ８８．４／インチ、７８．５／インチ、８５．６／インチである。よって、完全に膨張したときの本発明のセルは、図３Ｂ，３Ｃ，３Ｄに示した従来技術のセルよりも、支持を受ける導管壁の単位面積当たりの骨格構造がより良い。

関連する３つの従来技術によるセルのパラメーターとともに、図３Ａの本発明のセルのパラメーターを表１に示す。

本発明は、図示された実施態様及び例に関して詳細に述べられたが、詳述には限度がある。このうように、図示された実施態様の様々な変更は、本発明の他の実施態様と同様に、この詳述した技術分野における当業者にとっては明らかであろう。それゆえに、特許請求の範囲はこのようないかなる変更又は実施態様も含むものとする。

ここに引用された全ての出版物、特許、特許出願は、各出版物、特許、特許出願は、ここで引用したことによりその全体又は一部分も本明細書の一部とする。

Claims (41)

1. ステントであって、
   第１及び第２の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、
   前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングに隣接し、前記第１及び第２の頂点に対してそれぞれ周方向にずれた第３及び第４の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第２の波形リングと、
   互いに鏡像をなす第１及び第２のフレックス部材とを有し、
   前記第１のフレックス部材は、接続位置が２つのみであり、第１接続位置で前記第１の頂点に、第３接続位置で前記第３の頂点に結合され、
   前記第２のフレックス部材は、接続位置が２つのみであり、第２の接続位置で前記第２の頂点に、第４の接続位置で前記第４の頂点に結合され、
   半径方向に膨張可能な波形リングが隣接した状態において、周方向に並んだ頂点が同じ方向を指していることを特徴とするステント。
2. 半径方向に膨張可能な前記第１及び第２の波形リングが、複数のフレックス部材により互いに結合されることを特徴とする請求項１に記載のステント。
3. 半径方向に膨張可能な前記第１の波形リングの第１接続位置と第２接続位置との間の部分が、1周期より長い正弦波形状の部分を備えることを特徴とする請求項２に記載のステント。
4. 半径方向に膨張可能な前記第２の波形リングの第３接続位置と第４接続位置との間の部分が、1周期未満の正弦波形状の部分備えることを特徴とする請求項２に記載のステント。
5. （ｉ）半径方向に膨張可能な前記第１の波形リングの第１接続位置と第２接続位置との間の部分が、1周期より長い正弦波形状の部分を備え、（ｉｉ）半径方向に膨張可能な前記第２の波形リングの波形リングの第３接続位置と第４接続位置との間の部分が、1周期未満の正弦波形状の部分備えることを特徴とする請求項２に記載のステント。
6. 前記フレックス部材が曲線部分を含むことを特徴とする請求項１に記載のステント。
7. 前記フレックス部材がＳ形部材を含むことを特徴とする請求項１に記載のステント。
8. 前記Ｓ形部材が、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合する第５の頂点を含むことを特徴とする請求項７に記載のステント。
9. 前記Ｓ形部材が、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合する第６の頂点を含むことを特徴とする請求項８に記載のステント。
10. 前記Ｓ形部材が第５及び第６の頂点を含み、前記第５および第６の頂点のそれぞれは、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合することを特徴とする請求項７に記載のステント。
11. 生体適合性を付与するの表面処理又はコーティングを更に有することを特徴とする請求項１に記載のステント。
12. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材の表面に含まれた、又は塗布された医薬剤を更に有することを特徴とする請求項１に記載のステント。
13. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材が、展開状態の直径に至る前記ステントの膨張が実質的に塑性変形を伴う材料からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
14. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材が、展開状態の直径に至る前記ステントの膨張が実質的に弾性変形を伴う材料からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
15. 半径方向に膨張可能な前記第１の波形リング、前記第２の波形リング及び前記フレックス部材が、ステンレス鋼からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
16. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、前記フレックス部材とが、形状記憶材料からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
17. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、前記フレックス部材とが、ニチノールからなることを特徴とする請求項１に記載ステント。
18. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、互いに鏡像をなす前記第１および第２のフレックス部材とが、生体吸収性材料からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
19. 前記生体吸収性材料がポリＬ乳酸であることを特徴とする請求項１８に記載のステント。
20. ステントであって、
    第１の大きさの直径を有し、第１及び第２の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、
    前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングに隣接し、前記第１の大きさに等しい第２の大きさの直径を有し、前記第１及び第２の頂点に対してそれぞれ周方向にずれた第３及び第４の頂点を含む、半径方向に膨張可能な第２の波形リングと、
    第１及び第２のフレックス部材とを有し、
    前記第１のフレックス部材は、接続位置が第１接続位置と第３接続位置との２つのみであり、当該第１接続位置で前記第１の頂点に、当該第３接続位置で前記第３の頂点に結合され、
    前記第２のフレックス部材は、接続位置が第２接続位置と第４接続位置との接続位置が２つのみであり、当該第４の接続位置で前記第２の頂点に、当該第４の接続位置で前記第４の頂点に結合され、
    第１接続位置と前記第２接続位置との間の周方向距離は、第１の大きさであり、前記第３接続位置と前記第４接続位置との間の周方向距離は、当該第１の大きさよりも小さい第２の大きさであり、
    半径方向に膨張可能な波形リングが隣接した状態において、周方向に並んだ頂点が同じ方向を指していることを特徴とするステント。
21. 半径方向に膨張可能な前記第１及び第２の波形リングが、複数のフレックス部材により互いに結合されることを特徴とする請求項２０に記載のステント。
22. 半径方向に膨張可能な前記第１の波形リングの第１接続位置と第２接続位置との間の部分が、1周期より長い正弦波形状の部分を備えることを特徴とする請求項２１に記載のステント。
23. 半径方向に膨張可能な前記第２の波形リングの第３接続位置と第４接続位置との間の部分が、1周期未満の正弦波形状の部分備えることを特徴とする請求項２１に記載のステント。
24. （ｉ）半径方向に膨張可能な前記第１の波形リングの第１接続位置と第２接続位置との間の部分が、1周期より長い正弦波形状の部分を備え、（ｉｉ）半径方向に膨張可能な前記第２の波形リングの波形リングの第３接続位置と第４接続位置との間の部分が、1周期未満の正弦波形状の部分備えることを特徴とする請求項２１に記載のステント。
25. 前記フレックス部材が曲線部分を含むことを特徴とする請求項２０に記載のステント。
26. 前記フレックス部材がＳ形部材を含むことを特徴とする請求項２０に記載のステント。
27. 前記Ｓ形部材が、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合する第５の頂点を含むことを特徴とする請求項２６に記載のステント。
28. 前記Ｓ形部材が、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合する第６の頂点を含むことを特徴とする請求項２７に記載のステント。
29. 前記Ｓ形部材が第５及び第６の頂点を含み、前記第５および第６の頂点のそれぞれは、半径方向に膨張可能な前記第１および第２の波形リングの頂点に周方向について実質的に整合することを特徴とする請求項２６に記載のステント。
30. 前記第１および第２のフレックス部材は、互いに鏡像をなすペアを含むことを特徴とする請求項２０に記載のステント。
31. 生体適合性を付与するの表面処理又はコーティングを更に有することを特徴とする請求項２０に記載のステント。
32. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材の表面に含まれた、又は塗布された医薬剤を更に有することを特徴とする請求項２０に記載のステント。
33. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材が、展開状態の直径に至る前記ステントの膨張が実質的に塑性変形を伴う材料からなることを特徴とする請求項２０に記載のステント。
34. 前記半径方向に膨張可能な波形リング及び前記フレックス部材が、展開状態の直径に至る前記ステントの膨張が実質的に弾性変形を伴う材料からなることを特徴とする請求項２０に記載のステント。
35. 半径方向に膨張可能な前記第１の波形リング、前記第２の波形リング及び前記フレックス部材が、ステンレス鋼からなることを特徴とする請求項２０に記載のステント。
36. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、前記フレックス部材とが、形状記憶材料からなることを特徴とする請求項２０に記載のステント。
37. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、前記フレックス部材とが、ニチノールからなることを特徴とする請求項２０に記載ステント。
38. 前記半径方向に膨張可能な第１の波形リングと、前記第２の波形リングと、前記第１および第２のフレックス部材とが、生体吸収性材料からなることを特徴とする請求項１に記載のステント。
39. 前記生体吸収性材料がポリＬ乳酸であることを特徴とする請求項３８に記載のステント。
40. 前記第１接続位置と前記第２接続位置との間の距離が、前記第３接続距離と前記第４接続距離との間の距離よりも大きいことを特徴とする請求項１に記載のステント。
41. 前記第１接続位置と前記第２接続位置との間の距離が、前記第３接続距離と前記第４接続距離との間の距離よりも小さいことを特徴とする請求項１に記載のステント。

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