JP2015181682A - ステント - Google Patents

Abstract

【課題】生体管腔内でステントを容易に展開させて留置し、さらに留置状態において生体管腔の形状に良好に追従させる。【解決手段】ステント１０は、血管内で拡張可能であり、筒状に形成された骨格２８と、生体吸収性を有する材料により構成され骨格２８においてステント１０の軸方向に隣接する部位同士を連結する連結部３４と、を備える。連結部３４は、複数の気泡を内在することにより、骨格２８よりも脆弱に構成される。これにより連結部３４は血管内で壊れて生体に吸収されることになり、ステント１０は、血管に良好に追従することができる。【選択図】図２

Description

本発明は、生体管腔内に留置されるステントに関する。

例えば、血管（生体管腔）内に生じた狭窄部の治療では、ステントデリバリーデバイスにより血管内を介して狭窄部にステントを送達して留置するステント留置術が行われている。留置されたステントは、狭窄部を押し広げて血液の流動を改善する。このような手技に用いられるステントとしては、例えば、特許文献１の実施例３に開示されたもの等が知られている。

具体的には、特許文献１に開示のステントは、所定のパターン形状に形成された線状（網状）の素材が、軸方向に所定長さ連なることで筒状部材に構成されている。また、特許文献１に開示のステントは、術後にステントに対する超音波診断を行うため、素線の構成材料として気孔を内在した多孔質金属を適用している。

特許第３７３５０１９号公報

ところで、血管等の生体管腔は、体内で複雑に屈曲したり、湾曲したりして蛇行している。これに対し、筒状に形成されたステントは、様々な血管に対し容易且つ連続的に展開するように、軸方向（長手方向）に所定の剛性を有する直線状に形成される。このため、ステントを血管内に留置すると、ステントは、血管の自然な形状に充分に追従せずに、むしろ血管に大きな応力をかけることになる。これにより、血管にかかる負荷が増す、血管の動きが低下する、血管周辺の臓器に影響を及ぼす、血管を損傷する等の不都合が生じるおそれがある。

この場合、軸方向に短いステント（例えば、リング状のステント）を用意して、血管に沿って複数配置することも考えられる。しかしながら、そのようなステントは、血管に対して展開及び留置していくことが難しいため、手技に多大な時間を要するようになると共に、ステントの留置精度の低下が懸念される。

本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、生体管腔内でステントを容易に展開させて留置することができ、さらに留置状態において生体管腔の形状に良好に追従させることができるステントを提供することを目的とする。

前記の目的を達成するために、本発明は、生体管腔内に留置されるステントであって、生体管腔内で拡張可能であり、筒状に形成された骨格と、生体吸収性を有する材料により構成され、前記骨格において前記ステントの軸方向に隣接する部位同士を連結する連結部と、を備え、前記連結部は、複数の気泡を内在することにより、前記骨格よりも脆弱に構成されることを特徴とする。

上記によれば、本実施形態に係るステントは、複数の気泡を内在する連結部によって、生体管腔内においてステントを拡張する際に、軸方向に連結する連結部が骨格を連動するように拡張して、生体管腔内に迅速且つ精度よく留置される。また、生体管腔内の留置状態で、生体吸収性を有する連結部は、所定作用や経時変化により容易且つ短時間に破壊又は吸収され、隣接する部位間を自由又は柔軟にする。その結果、ステントは、屈曲や湾曲する生体管腔に沿いつつ生体管腔を支持し、生体管腔やその周辺の臓器に対する影響を大幅に抑えて、生体管腔を良好に治療することができる。

この場合、前記連結部は、所定波長の超音波が照射された際、共振を起こして破壊されることが好ましい。

このように、連結部が超音波の照射により共振を起こして破壊されることで、ステントは、留置後直ちに連結部を排除することができる。よって、ステントを生体管腔に迅速に追従させ、生体管腔の治療促進を期待することができる。

上記構成に加えて、前記気泡は、直径５０μｍ以下に形成されているとよい。

このように、気泡が直径５０μｍ以下のいわゆるマイクロバブルに構成されていると、超音波に対し連結部がより共振し易くなるため、連結部の破壊が一層容易になる。

また、複数の前記気泡の直径は、略均一に設定されていることが好ましい。

このように、気泡の直径が略均一に構成されることで、多孔質体は所定波長の超音波によって、より確実に共振して破壊される。そのため、手技時の時間を短時間化することができる。

さらに、前記骨格は、生体吸収性を有する材料により構成されることが好ましい。

このように、骨格は、生体吸収性を有する材料により構成されることで、生体管腔を支持している間に徐々に生体に吸収される。従って、自由状態になった骨格が仮に生体管腔に対して移動したとしても、骨格の影響を可及的に低減して治療することができる。

ここで、前記骨格は、軸心回りを周方向に周回してリング状に形成された複数の素線により構成され、前記連結部は、軸方向に並ぶ前記素線同士を相互に連結する構成とすることが好ましい。

このように、ステントは、リング状に形成される複数の素線同士を連結部により連結することで、軸方向に連なった素線を分離することなく連続的に展開していくことができる。その一方で、連結部がなくなることで個々の素線が分離して生体管腔を支持するため、生体管腔に容易に追従することになる。

或いは、前記骨格は、軸心回りを連続的に巻回して螺旋状に形成された１本の素線により構成され、前記連結部は、軸方向に隣接する前記素線の所定部位同士を相互に連結する構成であってもよい。

このように、ステントは、螺旋状に形成される１本の素線の所定部位同士を連結部により連結することで、素線の拡張作用を軸方向に伝達してスムーズに展開していくことができる。

本発明によれば、生体管腔内でステントを容易に展開させて留置することができ、さらに留置状態において生体管腔の形状に良好に追従させることができる。

本発明の一実施形態に係るステントと、ステントを送達するステントデリバリーデバイスの構成を示す部分側面断面図である。 図２Ａは、図１のステントの拡張状態を概略的に示す部分展開図であり、図２Ｂは、図２Ａのステントから多孔質体が破壊された状態を概略的に示す部分展開図である。 図１のステントのストラット同士の連結状態を拡大して示す説明図である。 図４Ａは、図１のステントの製造方法を示す第１説明図であり、図４Ｂは、図１のステントの製造方法を示す第２説明図である。また、図４Ｃは、図１のステントの別形態の製造方法を示す説明図である。 図５Ａは、図１のステントを使用した手技を説明する第１側面断面図であり、図５Ｂは、図５Ａに続く手技を説明する第２側面断面図であり、図５Ｃは、図５Ｂに続く手技を説明する第３側面断面図である。 第１変形例に係るステントを示す部分展開図である。 図７Ａは、第２変形例に係るステントを示す斜視図であり、図７Ｂは、図７Ａのステントを概略的に示す部分展開図であり、図７Ｃは、第３変形例に係るステントを概略的に示す部分展開図である。

以下、本発明に係るステントについて好適な実施形態を挙げ、添付の図面を参照して詳細に説明する。

本発明の一実施形態に係るステントは、生体管腔である血管に生じた狭窄部（治療部位）を治療するために使用される。ステントは、血管内で展開及び留置され、狭窄部の内側を支持することで狭窄部を押し広げる留置部材として構成される。なお、ステントは、血管への適用に限定されるものではなく、種々の生体管腔（例えば、胆管、気管、食道、尿道、鼻腔、その他の臓器等）の治療に適用することが可能である。

このステント１０は、図１に示すように、ステントデリバリーデバイス１２に収容されて、血管内の狭窄部に挿入及び留置される。ステントデリバリーデバイス１２は、血管内に挿入可能な可撓性を有する外管１４と、外管１４の内側の収容ルーメン１６に配置される内管１８と、内管１８を支持するハブ２０とを備える。外管１４及び内管１８は、内管１８の内側のガイドワイヤルーメン２２に挿入されるガイドワイヤ２４に沿って血管内を案内される。

ステント１０は、収容ルーメン１６の先端側において内管１８を囲うように載置され、収容ルーメン１６を構成する外管１４の壁部により弾性的に収縮して収容される。このため、内管１８に対し外管１４を後退移動すると、ステント１０が弾性復元して径方向外側に拡張する。すなわち、このステント１０は、血管内で外管１４から開放されることで、収縮状態から拡張状態に自動的に移行する自己拡張機能を有する。なお、ステント１０は、内側に配置されたバルーン（図示せず）により収縮状態から拡張状態に移行する、いわゆるバルーン拡張型ステントに構成されてもよい。

また、ステント１０には、Ｘ線造影下で生体管腔内に留置されたステント１０の位置を把握できるように、白金等のＸ線造影マーカーを設けておいてもよい。なお、ステント１０を構成する部材が生分解性ポリマーの場合には、生分解性ポリマーに硫酸バリウム等のＸ線造影剤を添加してもよい。また、多孔質体３８を構成する生分解性ポリマーに硫酸バリウム等のＸ線造影剤を添加してもよい。

ステント１０は、素線である波状のストラット３０により、全体として筒状の骨格２８に形成される。ストラット３０は、軸心回りを周回してリング状に形成され、且つ軸方向に略ジグザグ状に形成された波状リング３２を構成している。波状リング３２は軸方向に複数並び、隣接し合う波状リング３２同士が連結部３４により連結される。ステント１０は、連結部３４が複数の波状リング３２を連ねることで、軸方向に連なって側周面が網目状を呈する筒状となる。ステント１０の内側には、ステント１０の長手方向（軸方向）に沿って貫通孔３６が設けられ、この貫通孔３６には内管１８が通される。

以下、図２Ａを参照して、波状リング３２を構成するストラット３０について具体的に説明する。ストラット３０は、第１〜第４延在部４１、４２、４３、４４と、第１〜第４湾曲部５１、５２、５３、５４とにより一つの形状パターン３１を形成している。波状リング３２は、この形状パターン３１が周方向に複数（図２Ａ中では４つ）並ぶことで環状に形成されている。ステント１０は、拡張状態で、第１〜第４湾曲部５１、５２、５３、５４により第１〜第４延在部４１、４２、４３、４４が相互に離間することで、所定の径及び周長を呈する。

第１延在部４１は、ステント１０の軸方向に沿って平行に延び、その両端部が第１及び第４湾曲部５１、５４に連結されている。第１湾曲部５１は、第１延在部４１から湾曲しつつ折り返すことで、第１延在部４１に対し第２延在部４２を比較的急角度に傾けて支持している。

第２延在部４２は、第１湾曲部５１から軸方向に対し斜めに延びて第２湾曲部５２に連結されている。第２湾曲部５２は、第２延在部４２から湾曲しつつ折り返すことで、第３延在部４３を第１湾曲部５１よりも緩やかな角度に傾けて支持している。

第３延在部４３は、第２湾曲部５２から軸方向に対し斜めに延びて第３湾曲部５３に連結されている。この第３延在部４３は、第１、第２、第４延在部４１、４２、４４よりも長く、若干クランクするように延びることで、第２延在部４２と第４延在部４４を周方向に比較的大きく離間させている。第３湾曲部５３は、第３延在部４３から第２湾曲部５２と同程度に湾曲して折り返すことで、第４延在部４４を傾けて支持している。

第４延在部４４は、第３湾曲部５３から軸方向に対し斜めに延びて第４湾曲部５４に連結されている。第４湾曲部５４は、第４延在部４４から第１湾曲部５１と同程度に湾曲して折り返すことで、隣接する形状パターン３１の第１延在部４１を軸方向に平行に支持している。

波状リング３２は、上記のようなストラット３０の形状パターン３１が周方向に繰り返されて環状に形成される。この波状リング３２は、図１に示すように、外管１４に収容可能な縮小状態に容易に弾性変形する。すなわち、収縮状態では、第１〜第４延在部４１、４２、４３、４４が相互に近接するように弾性変形される。特に第１延在部４１に対し、第２〜第４延在部４２、４３、４４が軸方向に沿うように傾きを大きく変えることになり、周長を充分に短くすることが可能となる。

拡張状態（図２Ａ参照）における波状リング３２自体の寸法は、特に限定されるものではないが、例えば、軸方向長さは０．５ｍｍ〜２．０ｍｍ程度であり、好適には０．９ｍｍ〜１．５ｍｍである。また例えば、拡張状態の直径は１．２ｍｍ〜４．０ｍｍ程度であり、収縮状態の直径は０．８ｍｍ〜２．５ｍｍ程度である。

波状リング３２を構成するストラット３０の寸法も、特に限定されるものではないが、例えば、幅は０．０９ｍｍ〜０．３０ｍｍ程度であり、肉厚は０．０５ｍｍ〜０．２５ｍｍ程度である。

そして、本実施形態に係るストラット３０は、生体吸収性を有する生分解性ポリマーを含有して構成される。生分解性ポリマーは、ステント１０を病変部に留置した際、徐々に生分解するものであって、人間又は動物の生体に悪影響を及ぼさないポリマーである。生分解性ポリマーとしては、特に限定されないが、生体安定性が高いものが好ましく、例えば、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、乳酸とグリコール酸との共重合体、ポリカプロラクトン、ポリヒドロキシ酪酸、ポリヒドロキシブチレイト吉草酸、ポリリンゴ酸、ポリ−α−アミノ酸、ポリオルソエステル、セルロース、コラーゲン、ラミニン、ヘパラン硫酸、フィブロネクチン、ビトロネクチン、コンドロイチン硫酸、ヒアルロン酸、桂皮酸、及び桂皮酸誘導体からなる群から選択される少なくとも１つの重合体、重合体を構成する単量体が任意に共重合されてなる共重合体、並びに重合体と共重合体の混合物であることが好ましい。これらの中でも、特にポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、或いは乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）がさらに好ましい。生体内で分解すること考慮すると医学的に安全なものがよいからである。

ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、或いは乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）は、市販のものを購入しても合成してもよく、合成する場合は、例えば、Ｌ−乳酸、Ｄ−乳酸及びグリコール酸の中から必要とする構造のものを選んで原料とし、脱水重縮合することにより得ることができる。好ましくは、乳酸の環状二量体であるラクチド、グリコール酸の環状二量体であるグリコリドから必要とする構造のものを選んで開環重合することにより得ることができる。ラクチドにはＬ−乳酸の環状二量体であるＬ−ラクチド、Ｄ−乳酸の環状二量体であるＤ−ラクチド、Ｄ−乳酸とＬ−乳酸とが環状二量化したメソ−ラクチド及びＤ−ラクチドとＬ−ラクチドとのラセミ混合物であるＤＬ−ラクチドがある。本発明ではいずれのラクチドも用いることができる。

また、生分解性ポリマーは、可塑剤を含有するものであってもよい。可塑剤を含有すれば、生分解性ポリマーの延性が向上し、ストラット３０の曲げ柔軟性が向上し、またストラット３０の変形時に生じる可能性があるひび割れを防ぐことができる。可塑剤としては、人間又は動物の生体に悪影響を及ぼさないものであれば、特に限定されないが、ポリエチレングリコール、ポリオキシエチレンポリオキシプロピレングリコール、ポリオキシエチレンソルビタンモノオレエート、ポリエチレングリセリルトリリシノレート、セスキオレイン酸ソルビタン、クエン酸トリエチル、クエン酸アセチルトリブチル、クエン酸アセチルトリヘキシル、クエン酸ブチリルトリヘキシル、中鎖脂肪酸トリグリセリド、モノグリセライド、及びアセチル化モノグリセライドからなる群から選択される少なくとも１つ、又はこれらの混合物であることが好ましい。このような可塑剤は、生分解性ポリマー素材に対して、０．０１〜８０質量％、好ましくは０．１〜６０質量％、さらに好ましくは１〜４０質量％含有するように使用する。

なお、ストラット３０は、ステント１０の留置状態で、血管に溶出する生物学的生理活性物質を含有するように構成されてもよい。或いは、ステント１０の外面全体もしくは外面を部分的に被覆する生理活性物質含有樹脂層を備えてもよい。生理活性物質は、血管を治療する効果があるものであれば特に限定されず、任意に選択することができる。この場合、例えば、抗癌剤、免疫抑制剤、抗生物質、抗リウマチ剤、抗血栓薬、ＨＭＧ−ＣｏＡ還元酵素阻害剤、ＡＣＥ阻害剤、カルシウム拮抗剤、抗高脂血症薬、抗炎症剤、インテグリン阻害薬、抗アレルギー剤、抗酸化剤、ＧＰＩＩｂＩＩＩａ拮抗薬、レチノイド、フラボノイド、カロチノイド、脂質改善薬、ＤＮＡ合成阻害剤、チロシンキナーゼ阻害剤、抗血小板薬、血管平滑筋増殖抑制薬、抗炎症薬、生体由来材料、インターフェロン、及びＮＯ産生促進物質等からなる群から選択される少なくとも１つであることが好ましい。

一方、連結部３４は、図２Ａに示すように、上記のストラット３０を連結するため部材であり、多数の気泡を内部に有する多孔質体３８に構成されている。この多孔質体３８は、ステント１０の送達及び展開時には波状リング３２を連結しているが、ステント１０の展開後に超音波の照射により壊される。ステント１０の骨格２８は、多孔質体３８の破壊により、複数の波状リング３２が相互に分離した形態となる。そのため、血管は複数の波状リング３２に支持されつつ、屈曲や湾曲等の自然状態を容易にとり得る。

多孔質体３８は、図２Ａ中に示す波状リング３２の周方向に４つ並ぶ形状パターン３１のうち、１つ飛ばしで２つの形状パターン３１に設けられる。すなわち、周方向に並ぶ２つの多孔質体３８は、１８０°間隔離間することで貫通孔３６を介して対向し、隣接する波状リング３２同士を連結する。

ここで、図２Ａ中の複数の波状リング３２を左から右に向かって第１〜第４波状リング３２Ａ〜３２Ｄとした場合に、第１と第２波状リング３２Ａ、３２Ｂ間の多孔質体３８Ａと、第２と第３波状リング３２Ｂ、３２Ｃ間の多孔質体３８Ｂとは周方向に位相がずれている。また、第３と第４波状リング３２Ｃ、３２Ｄ間を連結する多孔質体３８Ｃは、第１と第２波状リング３２Ａ、３２Ｂ間を連結する多孔質体３８Ａと周方向に位相が一致している。つまり、軸方向に隣接する多孔質体３８同士は、周方向に所定角度（９０°）位相がずれることで、ステント１０全体の物性の均一化を図っている。

また、図３に示すように、多孔質体３８は、左側の波状リング３２（例えば第１波状リング３２Ａ）の形状パターン３１のうち第１湾曲部５１と、右側の波状リング３２（例えば第２波状リング３２Ｂ）の形状パターン３１のうち第４湾曲部５４とを連結している。これにより、左側の波状リング３２の第１延在部４１と、右側の波状リング３２の第１延在部４１とが周方向に略一致する位置に配置される。従って、ステント１０は、全体として形状パターン３１が周方向に一致することになり、収縮状態及び拡張状態の変形が軸方向に沿って連動し易くなる。

多孔質体３８は、貫通孔３６を構成するステント１０の側周面で、第１湾曲部５１及び第４湾曲部５４の平面形状を覆うように設けられる。多孔質体３８は、ストラット３０の幅よりも広い幅に形成されている。また、多孔質体３８は、左側の波状リング３２の第１湾曲部５１から斜めに突出して、右側の波状リング３２の第４湾曲部５４を連結している。これにより、左側の波状リング３２と右側の波状リング３２の間で生じる可能性がある周方向の剪断応力を、多孔質体３８で良好に受けることができる。

多孔質体３８は、ストラット３０と同様に、生体吸収生を有する生分解性ポリマーによって構成される。生分解性ポリマーは、上記のストラット３０の構成材料で挙げたもののうち、適当なものを適用することができる。例えば、多孔質体３８の構成材料としてポリ乳酸を用いた場合は、液状のポリ乳酸の内部に気泡を生じさせた状態で硬化させる。多孔質体３８の具体的な製造方法については後述する。

多孔質体３８に多数形成される気泡は、直径が５０μｍ以下となるように設定され、より好ましくは０．５μｍ〜５０μｍの範囲で設定されるとよい。換言すれば、本実施形態に係る多孔質体３８は、マイクロバブル３９を内在するように形成される。マイクロバブル３９は、通常の気泡（５０μｍ以上の気泡）に対し物理的、化学的性質が変わることが知られており、例えば、所定波長の超音波に反応する。

つまり、マイクロバブル３９を多数有する多孔質体３８は、ステント１０の留置後に、所定波長の超音波が照射されることで、共振を起こして容易に破壊される。多数のマイクロバブル３９は、直径が略均一となって多孔質体３８内に含まれることが好ましい。これにより、多孔質体３８が一層共振し易くなる。

なお、多孔質体３８は、超音波によって破壊されるだけでなく、例えば、血管内への留置後に経時変化により吸収されてもよい。つまり、ストラット３０と多孔質体３８が同じ構成材料で製造された場合、マイクロバブル３９を有する多孔質体３８のほうがストラット３０に比べて脆弱になっており、早期に吸収が促されることになる。この場合、多孔質体３８の吸収速度がストラット３０に対し１／２以下の期間となるように、マイクロバブル３９の状態（大きさや数）が適宜設定されるとよい。

次に、図４Ａ〜図４Ｃを参照して、本実施形態に係るステント１０の製造方法について説明する。なお、以下の説明では、ステント１０のストラット３０及び多孔質体３８の構成材料として、共にポリ乳酸を適用したものについて詳述していく。本実施形態に係るステント１０は、上述した波状リング３２と多孔質体３８を別の製造過程で生成する。

波状リング３２は、ポリ乳酸により構成されストラット３０の厚みに近い板材を用意して、その端辺同士を接合することでパイプ６０を生成する。そして、パイプ６０に対し所定の加工方法を営むことで、波状リング３２のストラット３０が取り出される。つまり、パイプ６０の不要な部分（所定の形状パターン３１以外の箇所）を除去することにより、ストラット３０は、上述した形状パターン３１を周方向に繰り返したリング状に成形される。

加工方法としては、フォトハブリケーションと呼ばれるマスキングと化学薬品を使用したエッチング方法、型による放電加工法、切削加工法（例えば、機械研磨、レーザー切削加工）等が挙げられる。波状リング３２を成形した後、化学研磨或いは電解研磨によりストラット３０のエッジを除去し、滑らかな面となるように仕上げる。さらに、パイプ６０から波状リング３２を取り出した後、焼なましを行ってもよい。

一方、多孔質体３８は、ポリ乳酸等の生分解性ポリマーを、前記生分解性ポリマーを溶解する溶剤６２とその溶剤６２より高沸点の前記生分解性ポリマーを溶解しない非溶剤６４との混合溶媒６６に溶解して、溶剤６２の沸点より低温で、前記生分解性ポリマーを含有する混合溶媒６６から混合溶媒６６のみを気散させることによって作成することができる。例えば、ポリ乳酸等の生分解性ポリマーを溶解する混合溶媒６６は、溶剤６２と非溶剤６４の体積比率が一般に１０：１〜１０：１０であればよい。

溶剤６２としては、ポリ乳酸等の生分解性ポリマーを溶解でき、常温よりやや高い温度で気散しやすい低沸点の溶剤、例えば、塩化メチレン（ＣＨ₂Ｃｌ₂）、クロロホルム（ＣＨＣｌ₃）、１，１−ジクロルエタン（ＣＨ₃ＣＨＣｌ₂）等を適用することができる。一方、非溶剤６４は、１気圧で沸点が６０℃〜１１０℃程度のもので、上記の溶剤６２と相溶性があるものを選択するとよい。非溶剤６４としては、例えば、一価アルコール、例えばメタノール、エタノール、１−プロパノール、２−プロパノール（イソプロピルアルコール）、２−ブタノール、ｔｅｒ−ブタノール、ｔｅｒ−ペンタノール等が挙げられる。また、これらの一価アルコールに、沈殿剤としての働きを有する水を少量加えてもよい。溶剤６２と非溶剤６４の組み合わせは、沸点と蒸気圧を勘案して適宜選択すればよい。

複数の波状リング３２（ストラット３０）を多孔質体３８により連結する工程では、図示しない芯材等の外周面に複数の波状リング３２を配置し、隣り合う波状リング３２を架橋させるようにポリ乳酸等が溶解した生分解性ポリマー含有の混合溶媒６６を添加する。その後、混合溶媒６６を形成する溶剤６２の沸点よりも低い温度で常圧又は減圧下に混合溶媒６６を気散させる。このように生分解性ポリマー含有の混合溶媒６６から混合溶媒６６のみを気散させることで、隣り合う波状リング３２を架橋させる多孔質体３８を形成することができる。これにより、多孔質体３８が波状リング３２間を強固に連結し、所定長さを有する筒状のステント１０が作成される。なお、波状リング３２と多孔質体３８の接合方法は、特に限定されるものではない。例えば、プレート状の多孔質体３８を作成し、隣り合う波状リング３２の間にプレート状の多孔質体３８を配置する。そして、図４Ｃのように、多孔質体３８と波状リング３２を熱融着することにより、隣り合う波状リング３２を架橋して接着させてもよい。

また、多孔質体３８の製造方法は、上述に記載したものに限定されない。例えば、生分解性ポリマーを含有する粘度が高い溶液にマイクロバブル等の気泡を直接注入することで、マイクロバブルを含有する生分解性ポリマー溶液を作成する。そして、そのマイクロバブルを含有する生分解性ポリマー溶液を利用することで、多孔質体３８を作成してもよい。

その後、波状リング３２やステント１０に対し血管内に溶出する薬剤をコーティングする等して、血管内に留置可能なステント１０の製造が完了する。

本実施形態に係るステント１０は、基本的には以上のように構成されるものであり、以下作用効果について説明する。

本実施形態に係るステント１０は、ステント留置術により血管Ｖに生じた狭窄部Ｘに留置され、狭窄部Ｘを内側から押し広げるために適用される。具体的に、上記の製造方法で製造されたステント１０は、図１に示すステントデリバリーデバイス１２の先端部側の収容ルーメン１６に収容される。ステント１０は、ステントデリバリーデバイス１２の収容状態で、その外周面が外管１４に弾性的に押されて収縮状態を呈し、さらに軸方向の移動が規制されて内管１８の外周面に載置される。

手技時において、術者は、例えばセルジンガー法により患者の所定位置（手首、腕部、足首、大腿部等）から血管Ｖ内にガイドワイヤ２４を経皮的に挿入する。その後、術者は、ステントデリバリーデバイス１２（内管１８）のガイドワイヤルーメン２２内にガイドワイヤ２４を挿入し、ステント１０の挿入及び送達を開始する。なお、ステントデリバリーデバイス１２の適用前には、専用のデバイスを使用して狭窄部Ｘ付近の血管Ｖの診断又は治療等を行ってもよい。

ステントデリバリーデバイス１２は、術者の操作により血管Ｖ内に挿入された後、ガイドワイヤ２４に沿って血管Ｖ内をスムーズに移動する。そして、図５Ａに示すように、ステント１０の収容部が狭窄部Ｘに重なる位置まで達すると、移動を停止しステント１０の展開位置を位置決めする。その後、術者は内管１８に対し外管１４を相対的に後退させることで、内管１８に載置されているステント１０を露出していく。ステント１０は、収容ルーメン１６から露出されると、弾性復元して収縮状態から拡張状態に自己拡張する。

ステント１０の複数の波状リング３２は、多孔質体３８により軸方向に連なっており、相互が離間することなく外管１４から順次露出されて血管Ｖ内に展開していく。図５Ｂに示すように、露出されたステント１０は、血管Ｖ内で径方向外側に拡張することで血管Ｖを内側から外側に押し広げる。

ここで、ストラット３０が多孔質体３８によって軸方向に連なり、この軸方向に剛性を有した状態では、複雑に屈曲又は湾曲する血管Ｖに対し大きな負荷を与える。特に、ストラット３０及び多孔質体３８の材質としてポリ乳酸を適用した場合は、金属性の素線と比較して直線的に剛直となり、血管Ｖ内での曲がりや動きに対して追従性が低下する。そこで、本実施形態に係るステント１０を用いた手技では、ステント１０の展開後に外部からステント１０の留置箇所に向けて、所定波長の超音波を照射する処置を実施する。

この処置では、例えば結石を破砕する公知の体外衝撃波装置を使用することが可能である。例えば、体外衝撃波装置は、Ｘ線造影下でステント１０の留置位置を確認して、ステント１０の留置箇所に対しピンポイントに超音波を照射する。この超音波により、マイクロバブル３９が内在した多孔質体３８は、共振を起こし、また波状リング３２よりも脆弱に形成されていることから、血管Ｖ内で容易に壊される。一方、波状リング３２は、マイクロバブル３９を有していないことで、超音波によって殆ど振動（反応）しない性質を有している。このため、多孔質体３８のみが一方的に共振することになり、特に波状リング３２と多孔質体３８の融着箇所の剥離が促される。また、マイクロバブル３９が超音波により造影されることを利用し、超音波下でステント１０の留置位置を確認する。その後、体外衝撃波装置等を用いてさらに周波数が高い超音波をステント１０の留置箇所に照射することで、マイクロバブル３９を内在した多孔質体３８を破砕してもよい。

その結果、軸方向に連結していた複数の波状リング３２は、図５Ｃに示すように、多孔質体３８の破壊に基づき相互に開裂（分離）する。この際、波状リング３２は、血管Ｖの内壁に弾性的に接触しつつ分かれるので、波状リング３２自体の倒れ等が抑制されて血管Ｖの内壁を支持し続ける。血管Ｖは、分離状態の波状リング３２により個別に支持されるため、自然な状態（軸方向に屈曲や湾曲等が容易な形態）をとることができ、ステント１０による負荷が大幅に低減される。また、超音波により破壊された多孔質体３８は、生体吸収性を有することで、患者に悪影響を及ぼすことなく、時間経過と共に吸収される。

複数の波状リング３２は、血管Ｖの支持を継続して再狭窄防止の薬剤等を溶出することで、血管Ｖ内を治療する。また、この波状リング３２は、生体吸収性を有するため、血管Ｖをある程度の期間支持し続け、その最中に徐々に吸収される。よって、血管Ｖの治療後にステント１０が残ることがなくなり、血管Ｖを良好な状態とすることができる。また仮に、自由状態になったストラット３０が血管Ｖに対して移動したとしても、ストラット３０の影響を可及的に低減して治療することができる。

以上のように、ステント１０は、複数のマイクロバブル３９を内在する連結部３４により、血管Ｖ内においてステント１０を拡張する際に、軸方向に連結する連結部３４が骨格２８を連動するように拡張して、血管Ｖ内に迅速且つ精度よく留置される。また、血管Ｖ内の留置状態で、生体吸収性を有する連結部３４は、超音波の照射により容易且つ短時間に破壊され、隣接する波状リング３２間を自由状態とする。その結果、ステント１０は、屈曲や湾曲する血管Ｖに沿いつつ血管Ｖを支持し、血管Ｖやその周辺の臓器に対する影響を大幅に抑えて、血管Ｖを良好に治療することができる。

なお、ステント１０の連結部３４は、生分解性ポリマーで形成され、且つ、気泡が含まれているため、ステント１０の連結部３４以外の箇所よりも早く壊れ易い。そのため、本発明に係るステント１０は、血管Ｖ内の留置状態で、必ずしも超音波の照射をしなくてもよい。具体的には、ステント１０の連結部３４は、血管Ｖ内の留置後、気泡が含まれていない連結部と比較して、短時間で切断される。従って、ステント１０は、気泡が含まれていない連結部を有するステントと比較して、屈曲や湾曲する血管Ｖに沿いつつ血管Ｖを支持し、血管Ｖを良好に治療することができる。

また、本発明に係るステント１０は、手技時に超音波の照射することにより、血管Ｖ内の留置後、直ちに連結部３４を破壊してもよい。この場合、ステント１０は、直ぐに血管Ｖに追従するため、血管Ｖの治療促進を期待することができる。また、ステント１０の気泡は、直径５０μｍ以下のいわゆるマイクロバブル３９に構成されている。そのため、ステント１０の連結部は、超音波に対して共振し易くなり、連結部３４の破壊が一層容易になる。さらに、マイクロバブル３９の直径が略均一に構成されることで、多孔質体３８は所定波長の超音波によって共振して血管Ｖ内においてより確実に破壊される。そのため、手技時の時間を短時間化することができる。

なお、本発明に係るステント１０は、上記の実施形態に限定されるものではなく、種々の変形例及び応用例をとり得る。例えば、波状リング３２を構成するストラット３０は、生分解性ポリマーに限定されるものではなく、他の金属材料や樹脂材料を適用することができる。ステント１０を構成する金属材料としては、特に限定されるものではないが、例えば、例えば、Ｎｉ−Ｔｉ系合金のような擬弾性合金（超弾性合金を含む）、形状記憶合金、ステンレス鋼（例えば、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３０３、ＳＵＳ３１６、ＳＵＳ３１６Ｌ、ＳＵＳ３１６Ｊ１、ＳＵＳ３１６Ｊ１Ｌ、ＳＵＳ４０５、ＳＵＳ４３０、ＳＵＳ４３４、ＳＵＳ４４４、ＳＵＳ４２９、ＳＵＳ４３０Ｆ、ＳＵＳ３０２等、ＳＵＳの全品種）、タンタル系合金、コバルト系合金、金、白金のような貴金属、タングステン系合金、炭素系材料（ピアノ線を含む）等が挙げられる。

また、ステント１０は、波状に形成されるだけでなく、周方向に直線状延びるストラット３０により円環状に形成されてもよい。さらに、多孔質体３８に形成される気泡は、マイクロバブル３９に限定されず、０．５μｍ以下のナノバブルであってもよい。

図６に示す第１変形例に係るステント１０Ａは、骨格２８Ａを構成する波状リング７０の形状パターン７１が、本実施形態に係るステント１０と異なる。すなわち、波状リング７０のストラット７２は、周方向に山部７２ａと谷部７２ｂを交互に繰り返してジグザグ状に形成されている。

一方、連結部３４は、本実施形態と同様に複数の波状リング７０を軸方向に連結する多孔質体３８として構成されるが、隣り合う波状リング７０同士を周方向の一箇所で連結し、さらに他の箇所の連結部３４と位相がずれるように形成される。このように形成しても、多孔質体３８が波状リング７０間を連結していることで、ステント１０と同様の効果を得ることができる。要するに、骨格２８、２８Ａの形状や連結部３４の設置箇所等は、特に限定されるものではなく、任意に設計することができる。

図７Ａ及び図７Ｂに示す第２変形例に係るステント１０Ｂの骨格２８Ｂは、１本のストラット８２により螺旋状のコイル８０に形成されている点で、ステント１０、１０Ａと異なっている。ストラット８２は、貫通孔３６（すなわち軸心回り）を巻回するように形状記憶されている。一方、連結部３４Ａは、コイル８０を構成するストラット８２のうち軸方向に隣り合う部位同士を連結する棒状の多孔質体８４となっている。この多孔質体８４は、ストラット８２の連結箇所を周方向にずらして支持している。

このように、コイル状のストラット８２の軸方向を多孔質体８４により連結すると、ストラット８２の部位同士は軸方向の連動が高められる。よって例えば、展開時に先に拡張したストラット８２に対し、多孔質体８４に連なるストラット８２がスムーズに追従して簡単に拡張する。また、多孔質体８４は、ステント１０の多孔質体３８と同様に、超音波の照射により破壊可能であり、多孔質体８４の破壊後、コイル８０は柔軟な状態に移行する。これにより、血管Ｖへの影響を低減して血管Ｖを支持することができる。

図７Ｃに示す第３変形例に係るステント１０Ｃの骨格２８Ｃは、第２変形例に係るステント１０Ｂと同様に１本のストラット９２により螺旋状に形成されるが、さらに周方向に沿って山部９０ａと谷部９０ｂを繰り返す波状コイル９０に形成されている。このように波状コイル９０でも、所定位置（山部９０ａと谷部９０ｂ）を多孔質体８４により連結することで第２変形例と同様の効果を得ることができる。また、波状のストラット９２は、山部９０ａ及び谷部９０ｂの相対的な弾性変形によって収縮状態と拡張状態間での移行を円滑に行うことができる。

上記において、本発明について好適な実施形態を挙げて説明したが、本発明は前記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、種々の改変が可能なことは言うまでもない。

１０、１０Ａ、１０Ｂ、１０Ｃ…ステント
３０、７２、８２、９２…ストラット ３２、７０…波状リング
３４、３４Ａ…連結部 ３８、８４…多孔質体
３９…マイクロバブル Ｖ…血管
Ｘ…狭窄部

Claims (7)

1. 生体管腔内に留置されるステントであって、
   生体管腔内で拡張可能であり、筒状に形成された骨格と、
   生体吸収性を有する材料により構成され、前記骨格において前記ステントの軸方向に隣接する部位同士を連結する連結部と、を備え、
   前記連結部は、複数の気泡を内在することにより、前記骨格よりも脆弱に構成される
   ことを特徴とするステント。
2. 請求項１記載のステントにおいて、
   前記連結部は、所定波長の超音波が照射された際、共振を起こして破壊される
   ことを特徴とするステント。
3. 請求項２記載のステントにおいて、
   前記気泡は、直径５０μｍ以下に形成される
   ことを特徴とするステント。
4. 請求項２又は３のいずれか１項に記載のステントにおいて、
   複数の前記気泡の直径は、略均一に設定されている
   ことを特徴とするステント。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載のステントにおいて、
   前記骨格は、生体吸収性を有する材料により構成される
   ことを特徴とするステント。
6. 請求項１〜５のいずれか１項に記載のステントにおいて、
   前記骨格は、軸心回りを周方向に周回してリング状に形成された複数の素線により構成され、
   前記連結部は、軸方向に並ぶ前記素線同士を相互に連結する
   ことを特徴とするステント。
7. 請求項１〜５のいずれか１項に記載のステントにおいて、
   前記骨格は、軸心回りを連続的に巻回して螺旋状に形成された１本の素線により構成され、
   前記連結部は、軸方向に隣接する前記素線の所定部位同士を相互に連結する
   ことを特徴とするステント。

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