JP2018078990A - ステント - Google Patents

Abstract

【課題】生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができるステントを提供すること。
【解決手段】ステントは、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、生体吸収性を有する生分解性ポリマーにより筒状に形成され、複数の気泡３９が内部全体に存在する気泡構造を有する筒体２９を備える。
【選択図】図４

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。そのため、ステントには、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度が求められる。そこで、一般的には、ステントは、金属材料により形成されている。

金属材料により形成されたステントは、血管内において分解されるわけではなく、血管内に永久に留置されたままになる。そのため、ステントが血管内に留置されてしばらく経った後、血栓症などを発症することがある。

これに対して、特許文献１には、生体吸収性を有する生分解性ポリマーにより構成されたステントが開示されている。生分解性ポリマーは、血管内に留置された後には、徐々に分解され、人間又は動物の生体に悪影響を及ぼさない。そのため、ステントが分解された後では、血栓症などの発症を抑えることができる。

特開２０１５−１８１６８２号公報

しかし、生分解性ポリマーにより構成されたステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間は、例えば約３年程度である。そのため、その期間内において、血栓症などを発症するおそれがある。そこで、生分解性ポリマーにより構成されたステントには、生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することが望まれている。

本発明は、前記課題を解決するためになされたものであり、生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができるステントを提供することを目的とする。

前記課題は、本発明によれば、生体管腔内に留置されるステントであって、前記生体管腔内で拡張可能であり、生体吸収性を有する生分解性ポリマーにより筒状に形成され、複数の気泡が内部全体に存在する気泡構造を有する筒体を備えたことを特徴とするステントにより解決される。

前記構成によれば、ステントの筒体は、複数の気泡が内部全体に存在する気泡構造を有する。そのため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生体吸収性を有する生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、筒体に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、筒体の表面積を増加させることができる。そのため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、生分解性ポリマーにより形成された筒体が分解される速度は速くなる。これにより、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

好ましくは、前記筒体の内側部分における空隙率は、前記内側部分よりも外側に配置された前記筒体の外側部分における前記空隙率とは異なることを特徴とする。

前記構成によれば、筒体の内側部分における空隙率が筒体の外側部分における空隙率とは異なるため、筒体に用いられる生分解性ポリマーの量、および筒体の表面積を、内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。そのため、筒体が分解される速度を内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。すなわち、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。これにより、内側部分を外側部分よりも先に分解させたり、外側部分を内側部分よりも先に分解させたりして、筒体が分解される速度を部分的に調整することができる。

好ましくは、前記内側部分における前記空隙率は、前記外側部分における前記空隙率よりも高いことを特徴とする。

前記構成によれば、筒体の内側部分における空隙率が筒体の外側部分における空隙率よりも高いため、筒体の外側部分と比較して、筒体の内側部分に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、筒体の内側部分の表面積を増加させることができる。そのため、内側部分は、外側部分よりも先に分解される。そのため、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持しつつ、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。すなわち、生体管腔が血管の場合、ステントが血管内に留置された直後では、血管が収縮する力が比較的強い。そして、ステントが血管内に留置されてからしばらくの期間が経過すると、血管が収縮する力は、留置直後よりも弱くなる。そのため、内側部分が外側部分よりも先に分解された場合であっても、外側部分は、血管を支持して血管の収縮を抑え、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持することができる。また、内側部分が外側部分よりも先に分解されるため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

好ましくは、前記筒体は、前記筒体の内側部分に設けられ第１空隙率を有する第１層と、前記第１層よりも外側に位置する外側部分に設けられ前記第１空隙率とは異なる第２空隙率を有する第２層と、を有することを特徴とする。

前記構成によれば、筒体は、複数の層が設けられた多層構造を有する。すなわち、第１層は、筒体の内側部分に設けられ、第１空隙率を有する。また、第２層は、第１層よりも外側に位置する外側部分に設けられ、第１空隙率とは異なる第２空隙率を有する。このように、筒体が多層構造を有することで、各層毎に空隙率を設定することができ、筒体を比較的容易に製造することができる。また、筒体に用いられる生分解性ポリマーの量、および筒体の表面積を、第１層と第２層との間において異ならせることができる。そのため、筒体が分解される速度を第１層と第２層との間において異ならせることができる。すなわち、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を第１層と第２層との間において異ならせることができる。これにより、第１層を第２層よりも先に分解させたり、第２層を第１層よりも先に分解させたりして、筒体が分解される速度を部分的に調整することができる。

好ましくは、前記第１空隙率は、前記第２空隙率よりも高いことを特徴とする。

前記構成によれば、第１空隙率が第２空隙率よりも高いため、第２層と比較して、第１層に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、第１層の表面積を増加させることができる。そのため、第１層は、第２層よりも先に分解される。そのため、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持しつつ、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。すなわち、生体管腔が血管の場合、ステントが血管内に留置された直後では、血管が収縮する力が比較的強い。そして、ステントが血管内に留置されてからしばらくの期間が経過すると、血管が収縮する力は、留置直後よりも弱くなる。そのため、第１層が第２層よりも先に分解された場合であっても、第２層は、血管を支持して血管の収縮を抑え、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持することができる。また、第１層が第２層よりも先に分解されるため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、ステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

好ましくは、前記第１層を形成する前記生分解性ポリマーは、前記第２層を形成する前記生分解性ポリマーと同じであることを特徴とする。

前記構成によれば、第１層を形成する生分解性ポリマーが第２層を形成する生分解性ポリマーと同じであるため、第１層と第２層との間で生ずる相互作用を抑え、筒体を比較的容易に製造することができる。また、第１空隙率および第２空隙率を調整することにより、筒体が分解される速度の部分的調整を比較的容易に行うことができる。

好ましくは、前記筒体は、軸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を有する骨格部と、前記軸方向において隣り合う前記素線同士を互いに離れた状態で連結する連結部と、を有することを特徴とする。

前記構成によれば、リング状に形成された複数の素線を有する骨格部において、軸方向において隣り合う素線同士が連結部により連結されている。また、連結部は、互いに離れた状態で、軸方向において隣り合う素線同士を連結している。そのため、ステントが生体管腔内において拡張する際に、連結部は、骨格部を連動するように拡張させる。そのため、ステントは、生体管腔内に迅速且つ精度よく留置される。また、連結部は、軸方向において隣り合う素線同士を互いに離れた状態で連結する。そのため、隣り合う素線同士が周方向の全周において連結された場合と比較すると、隣り合う素線同士は、互いに柔軟に変形することができる。これにより、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抑えて、生体管腔を良好に治療することができる。

本発明によれば、生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができるステントを提供することができる。

本発明の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と、の構成を示す平面図である。 本実施形態に係るステントの拡張状態を概略的に示す部分展開図である。 本実施形態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３に表した切断面Ｃ１−Ｃ１における断面図である。 第１変形例の筒体を表す断面図である。 第２変形例の筒体を表す断面図である。 本実施形態に係るステントの製造方法を示す説明図である。 本実施形態に係るステントを使用した手技を説明する断面図である。

以下に、本発明の好ましい実施形態を、図面を参照して詳しく説明する。
なお、以下に説明する実施形態は、本発明の好適な具体例であるから、技術的に好ましい種々の限定が付されているが、本発明の範囲は、以下の説明において特に本発明を限定する旨の記載がない限り、これらの態様に限られるものではない。また、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。

本発明の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、血管内で拡張及び留置され、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。なお、本願明細書では、管腔に挿入する側を「先端」若しくは「先端側」、操作する手元側を「基端」若しくは「基端側」と称する。

図１は、本発明の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と、の構成を示す平面図である。
本実施形態に係るステント１０は、図１に示すように、ステントデリバリーデバイス１２のバルーン７０に装着されて、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、長尺なシャフト部１３と、シャフト部１３の先端部に設けられたバルーン７０と、バルーン７０に装着（マウント）されるステント１０と、シャフト部１３の基端に固着されたハブ２０と、を備える。

シャフト部１３は、血管内に挿入可能な可撓性を有する外管１４と、外管１４の内部に配置される内管１８と、を有する。外管１４は、先端および基端が開口した管状体である。外管１４の内部には、バルーン７０を拡張するための拡張用流体が流通する拡張用ルーメン１６が形成されている。拡張用流体は、気体でも液体でもよく、例えば、ヘリウムガス、ＣＯ_２ガス、Ｏ_２ガス等の気体や、生理食塩水、造影剤等の液体が挙げられる。内管１８の内部には、ガイドワイヤ２４が挿通されるガイドワイヤルーメン２２が形成されている。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。

内管１８の先端部は、バルーン７０の内部を貫通してバルーン７０よりも先端側で開口している。内管１８の基端側は、外管１４の側壁を貫通して、外管１４に接着剤または熱融着により液密に固着されている。

ハブ２０は、図１に示すように、外管１４の拡張用ルーメン１６と連通して拡張用流体を流入出させるポートとして機能する基端開口部２１を有する。ハブ２０の先端部には、外管１４の基端部が接着剤、熱融着または止具（図示せず）等により液密に固着されている。

外管１４および内管１８は、ある程度の可撓性を有する材料により形成されることが好ましい。外管１４および内管１８の材料としては、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、エチレン−プロピレン共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体、アイオノマー、あるいはこれら二種以上の混合物等のポリオレフィンや、軟質ポリ塩化ビニル樹脂、ポリアミド、ポリアミドエラストマー、ポリエステル、ポリエステルエラストマー、ポリウレタン、ポリテトラフルオロエチレン等のフッ素樹脂、シリコーンゴム、ラテックスゴム等を使用することができる。

ハブ２０の構成材料としては、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリサルホン、ポリアリレート、メタクリレート−ブチレン−スチレン共重合体等を好適に使用することができる。

バルーン７０は、拡張することで狭窄部を押し広げるとともに、バルーン７０の拡張力によってステント１０を塑性変形させつつ拡張させて、狭窄部などの目的部位の内面に密着させて固定する。バルーン７０は、拡張した際に所定の範囲を効率よく押し広げられるよう、軸方向中央部に略円筒状で形成されてほぼ同一径の筒状部７１を有している。バルーン７０の筒状部７１の先端側には、先端側へ向かって径がテーパ状に縮小して形成された第１縮径部７２が設けられている。筒状部７１の基端側には、基端側へ向かって径がテーパ状に縮小して形成された第２縮径部７３が設けられている。

第１縮径部７２の先端側は、内管１８の外壁面に接着剤または熱融着等により液密に固着されている。第２縮径部７３の基端側は、外管１４の先端部の外壁面に接着剤または熱融着等により液密に固着されている。したがって、バルーン７０の内部は、外管１４に形成された拡張用ルーメン１６と連通し、拡張用ルーメン１６を介して、基端側から拡張用流体を流入可能となっている。バルーン７０は、拡張用流体の流入により拡張し、流入した拡張用流体を排出することにより折り畳まれた状態となる。

バルーン７０は、ある程度の可撓性を有する材料により形成されることが好ましい。バルーン７０の材料としては、例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブテン、エチレン−プロピレン共重合体、エチレン−酢酸ビニル共重合体、アイオノマー、あるいはこれら二種以上の混合物等のポリオレフィンや、軟質ポリ塩化ビニル樹脂、ポリアミド、ポリアミドエラストマー、ポリエステル、ポリエステルエラストマー、ポリウレタン、フッ素樹脂、シリコーンゴム、ラテックスゴム等を使用することができる。

ステント１０は、バルーン７０の拡張力により塑性変形しつつ拡張する、いわゆるバルーン拡張型ステントであり、バルーン７０の筒状部７１上に収縮された状態で装着される。

ステント１０には、Ｘ線造影下で血管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、後述するように、ステント１０を構成する部材は、生分解性ポリマーである。そのため、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、生体吸収性を有する生分解性ポリマーにより筒状に形成された筒体２９を備える。筒体２９は、生体管腔内で拡張可能であり、生体管腔内に生じた狭窄部の内側を支持することで狭窄部を押し広げる。

筒体２９は、骨格部２８と、連結部３４と、を有する。骨格部２８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に形成されている。なお、本実施形態の筒体２９は、素線により骨格に形成された骨格部２８を有することには限定されず、例えばチューブとして形成されていてもよい。以下の説明では、筒体２９が素線としてのストラット３０により骨格に形成された骨格部２８を有する場合を例に挙げる。

ストラット３０は、ステント１０の軸１１回りを周回してリング状に形成され、且つ軸１１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。ストラット３０は、本発明の素線に相当する。波状リング３２は、軸１１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により連結されている。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１１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１１方向）に沿って貫通孔３６が設けられる。バルーン７０は、ステント１０の内側に設けられた貫通孔３６に通される。

図２は、本実施形態に係るステントの拡張状態を概略的に示す部分展開図である。
図３は、本実施形態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。

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、複数（図２では４つ）の形状パターン３１が周方向に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１１方向に沿って平行に延びている。第１延在部４１の両端部は、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１１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１１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。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１１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１１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。波状リング３２は、図１に示すように、バルーン７０に装着可能な収縮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１１方向に沿うように傾きを大きく変えることになる。これにより、波状リング３２の周方向の長さを十分に短くすることが可能となる。

拡張状態（図２参照）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。例えば、波状リング３２の軸１１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、波状リング３２の拡張状態の直径は、１．２ｍｍ〜４．０ｍｍ程度である。また例えば、波状リング３２の収縮状態の直径は、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の寸法は、特に限定されるものではない。例えば、ストラット３０の幅は、０．０７ｍｍ〜０．３０ｍｍ程度である。また例えば、ストラット３０の肉厚は、０．０５ｍｍ〜０．２５ｍｍ程度である。

ストラット３０および連結部３４は、生体吸収性を有する生分解性ポリマーを含有している。すなわち、筒体２９は、生体吸収性を有する生分解性ポリマーを含有している。生分解性ポリマーは、ステント１０が病変部に留置された際、徐々に分解されるものであって、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、乳酸とカプロラクトンとの共重合体、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、及び桂皮酸誘導体より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。それは、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）については、市販のものを購入しても合成してもよい。合成する場合には、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。生分解性ポリマーが可塑剤を含有する場合には、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より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％の含有率で使用される。

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、ストラット３０は、ステント１０の外面を全体的にもしくは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、生理活性物質は、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産生促進物質等より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。

連結部３４は、図２および図３に示すように、ストラット３０を連結するための部材である。連結部３４は、ステント１０の送達及び拡張時に波状リング３２を連結する。本実施形態に係るステント１０において、骨格部２８は、複数の波状リング３２が相互に連結された形態を有する。すなわち、後述するように、複数の連結部３４は、軸１１方向において隣り合う波状リング３２同士を互いに離れた状態で連結している。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。なお、連結部３４の数は複数には限定されず、１つであっても良い。

連結部３４は、図２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つの連結部３４は、１８０°間隔に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２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波状リング３２Ａと第２波状リング３２Ｂとの間の連結部３４の位相と、第２波状リング３２Ｂと第３波状リング３２Ｃとの間の連結部３４の位相と、は周方向にずれている。また、第３波状リング３２Ｃと第４波状リング３２Ｄとの間を連結する連結部３４の位相と、第１波状リング３２Ａと第２波状リング３２Ｂとの間を連結する連結部３４の位相と、は周方向に一致している。つまり、軸方向に隣接する連結部３４同士の位相は、周方向に所定角度（９０°）でずれている。これにより、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、連結部３４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のうちの第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のうちの第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る。これにより、収縮状態及び拡張状態の変形が軸１１方向に沿って連動し易くなる。

連結部３４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ている。連結部３４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、連結部３４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との間で生じる可能性がある周方向の剪断応力を、連結部３４で良好に受けることができる。

図４は、図３に表した切断面Ｃ１−Ｃ１における断面図である。
図４（ａ）は、ステント１０が生体管腔内に留置される前あるいは留置された直後の状態を表す断面図である。図４（ｂ）は、図４（ａ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。図４（ｃ）は、図４（ｂ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。すなわち、図４（ａ）〜図４（ｃ）に表した状態は、この順に変化していく。図４（ａ）〜図４（ｃ）のそれぞれにおいて、上側は筒体２９の外側（血管壁側）を表しており、下側は筒体２９の内側（血管内腔側）を表している。

なお、図３に表した切断面Ｃ１−Ｃ１のように、図４（ａ）〜図４（ｃ）は、第１延在部４１の延在方向に対して垂直な切断面における断面図である。図４（ａ）〜図４（ｃ）に表した断面図は、第２〜第４延在部４２、４３、４４のそれぞれの延在方向に対して垂直な切断面における断面図と同様である。また、図４（ａ）〜図４（ｃ）に表した断面図は、連結部３４の延在方向（突出方向）に対して垂直な切断面における断面図と同様である。そのため、本実施形態では、第１延在部４１の延在方向に対して垂直な切断面における断面図を例に挙げ、筒体２９の断面図を説明する。

一般的に、生分解性ポリマーにより構成されたステントが生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間は、例えば約３年程度である。そのため、その期間内において、血栓症などを発症することがある。そのため、生分解性ポリマーにより構成されたステントには、生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することが望まれている。

これに対して、本実施形態に係るステント１０では、図４（ａ）に表したように、筒体２９の内部全体には、複数の気泡３９が存在する。すなわち、筒体２９は、複数の気泡３９が内部全体に存在する気泡構造を有する。気泡３９の直径は、例えば約１０μｍ以下であり、好ましくは約５μｍ以下である。さらに好ましくは、気泡３９の直径は、例えば約０．５μｍ〜５μｍの範囲で設定される。なお、気泡３９の直径は、これだけには限定されず、０．５μｍ以下であってもよい。

本実施形態によれば、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生体吸収性を有する生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、筒体２９に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、筒体２９の表面積を増加させることができる。そのため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、生分解性ポリマーにより形成された筒体２９が分解される速度は速くなる。これにより、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間は、例えば３ヶ月〜６ヶ月程度である。

また、図４（ａ）に表したように、相対的にみて、筒体２９の内側部分における空隙率は、筒体２９の外側部分における空隙率とは異なる。具体的には、筒体２９の内側部分に存在する気泡３９の直径は、筒体２９の外側部分に存在する気泡３９の直径よりも大きい。そのため、筒体２９の内側部分における空隙率は、筒体２９の外側部分における空隙率よりも高い。なお、筒体２９の外側部分とは、筒体２９の内側部分よりも相対的に外側に配置された部分である。本願明細書において「空隙率」とは、筒体２９の総体積に対する気泡３９の体積の比率をいう。

これによれば、筒体２９に用いられる生分解性ポリマーの量、および筒体２９の表面積を、内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。そのため、筒体２９が分解される速度を内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。すなわち、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を内側部分と外側部分との間において異ならせることができる。これにより、内側部分を外側部分よりも先に分解させたり、外側部分を内側部分よりも先に分解させたりして、筒体２９が分解される速度を部分的に調整することができる。

具体的には、筒体２９の内側部分における空隙率が筒体２９の外側部分における空隙率よりも高いため、筒体２９の外側部分と比較して、筒体２９の内側部分に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、筒体２９の内側部分の表面積を増加させることができる。そのため、図４（ｂ）および図４（ｃ）に表したように、筒体２９の内側部分は、筒体２９の外側部分よりも先に分解される。そのため、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持しつつ、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

すなわち、ステント１０が血管内に留置された直後では、血管が収縮する力が比較的強い。そして、ステント１０が血管内に留置されてからしばらくの期間が経過すると、血管が収縮する力は、留置直後よりも弱くなる。そのため、図４（ｂ）および図４（ｃ）に表したように、筒体２９の内側部分が筒体２９の外側部分よりも先に分解された場合であっても、筒体２９の外側部分は、血管を支持して血管の収縮を抑え、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持することができる。また、筒体２９の内側部分が筒体２９の外側部分よりも先に分解されるため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

また、前述したように、リング状に形成された複数の素線（ストラット３０）を有する骨格部２８において、軸１１方向において隣り合う波状リング３２同士が複数の連結部３４により連結されている。また、複数の連結部３４は、軸１１方向において隣り合う波状リング３２同士を互いに離れた状態で連結している。

これによれば、ステント１０が生体管腔内において拡張する際に、連結部３４は、骨格部２８を連動するように拡張させる。そのため、ステント１０は、生体管腔内に迅速且つ精度よく留置される。また、隣り合う波状リング同士が周方向の全周において連結された場合と比較すると、隣り合う波状リング３２同士は、互いに柔軟に変形することができる。これにより、ステント１０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抑えて、生体管腔を良好に治療することができる。

図５は、第１変形例の筒体を表す断面図である。
図５（ａ）〜図５（ｃ）は、図３に表した切断面Ｃ１−Ｃ１における断面図に相当する。図５（ａ）は、ステント１０が生体管腔内に留置される前あるいは留置された直後の状態を表す断面図である。図５（ｂ）は、図５（ａ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。図５（ｃ）は、図５（ｂ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。すなわち、図５（ａ）〜図５（ｃ）に表した状態は、この順に変化していく。図５（ａ）〜図５（ｃ）のそれぞれにおいて、上側は筒体２９Ａの外側（血管壁側）を表しており、下側は筒体２９Ａの内側（血管内腔側）を表している。

なお、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述したように、ストラット３０Ａの第１延在部４１の断面図は、ストラット３０Ａの第２〜第４延在部４２、４３、４４、および連結部３４Ａのそれぞれの断面図と同様である。そのため、本変形例では、第１延在部４１の断面図を例に挙げ、筒体２９Ａの断面図を説明する。

本変形例の筒体２９Ａの内部全体には、複数の気泡３９が存在する。すなわち、本変形例の筒体２９Ａは、複数の気泡３９が内部全体に存在する気泡構造を有する。気泡３９の直径は、筒体２９Ａの内部全体において略一定であり、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述した通りである。

図５（ａ）に表したように、相対的にみて、筒体２９Ａの内側部分における空隙率は、筒体２９Ａの外側部分における空隙率とは異なる。具体的には、筒体２９Ａの内側部分の単位体積あたりに存在する気泡３９の数は、筒体２９Ａの外側部分の単位体積あたりに存在する気泡３９の数よりも多い。そのため、筒体２９Ａの内側部分における空隙率は、筒体２９Ａの外側部分における空隙率よりも高い。

本変形例によれば、図４（ａ）〜図４（ｂ）に関して前述した効果と同様の効果が得られるとともに、気泡３９の直径が筒体２９Ａの内部全体において略一定であるため、筒体２９Ａを比較的容易に製造することができる。

図６は、第２変形例の筒体を表す断面図である。
図６（ａ）〜図６（ｃ）は、図３に表した切断面Ｃ１−Ｃ１における断面図に相当する。図６（ａ）は、ステント１０が生体管腔内に留置される前あるいは留置された直後の状態を表す断面図である。図６（ｂ）は、図６（ａ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。図６（ｃ）は、図６（ｂ）に表した状態から時間が経過した後の状態を表す断面図である。すなわち、図６（ａ）〜図６（ｃ）に表した状態は、この順に変化していく。図６（ａ）〜図６（ｃ）のそれぞれにおいて、上側は筒体２９Ｂの外側（血管壁側）を表しており、下側は筒体２９Ｂの内側（血管内腔側）を表している。

なお、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述したように、ストラット３０Ｂの第１延在部４１の断面図は、ストラット３０Ｂの第２〜第４延在部４２、４３、４４、および連結部３４Ｂのそれぞれの断面図と同様である。そのため、本変形例では、第１延在部４１の断面図を例に挙げ、筒体２９Ｂの断面図を説明する。

図６（ａ）に表したように、本変形例の筒体２９Ｂは、第１層２９１と、第２層２９２と、を有する。つまり、本変形例の筒体２９Ｂは、複数の層が設けられた多層構造を有する。第１層２９１は、筒体２９Ｂの内側部分に設けられている。第１層２９１の内部全体には、複数の第１気泡３９１が存在する。また、第２層２９２は、第１層２９１よりも外側に位置する外側部分に設けられている。第２層２９２の内部全体には、複数の第２気泡３９２が存在する。つまり、本変形例の筒体２９Ｂの内部全体には、複数の気泡が存在する。すなわち、本変形例の筒体２９Ｂは、複数の気泡が内部全体に存在する気泡構造を有する。

第１気泡３９１の直径は、第１層２９１において略一定であり、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述した通りである。第２気泡３９２の直径は、第２層２９２において略一定であり、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述した通りである。第１層２９１における空隙率（第１空隙率）は、第２層２９２における空隙率（第２空隙率）とは異なる。具体的には、第１層２９１に存在する第１気泡３９１の直径は、第２層２９２に存在する第２気泡３９２の直径よりも大きい。そのため、第１層２９１における空隙率は、第２層２９２における空隙率よりも高い。

本変形例によれば、筒体２９Ｂが多層構造を有することで、各層毎に空隙率を設定することができ、筒体２９Ｂを比較的容易に製造することができる。また、筒体２９Ｂに用いられる生分解性ポリマーの量、および筒体２９Ｂの表面積を、第１層２９１と第２層２９２との間において異ならせることができる。そのため、筒体２９Ｂが分解される速度を第１層２９１と第２層２９２との間において異ならせることができる。すなわち、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を第１層２９１と第２層２９２との間において異ならせることができる。これにより、第１層２９１を第２層２９２よりも先に分解させたり、第２層２９２を第１層２９１よりも先に分解させたりして、筒体２９Ｂが分解される速度を部分的に調整することができる。

具体的には、第１層２９１における空隙率が第２層２９２における空隙率よりも高いため、第２層２９２と比較して、第１層２９１に用いられる生分解性ポリマーの量を低減することができるとともに、第１層２９１の表面積を増加させることができる。そのため、図６（ｂ）および図６（ｃ）に表したように、第１層２９１は、第２層２９２よりも先に分解される。そのため、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持しつつ、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。

すなわち、図４（ａ）〜図４（ｃ）に関して前述したように、ステント１０が血管内に留置された直後では、血管が収縮する力が比較的強い。そして、ステント１０が血管内に留置されてからしばらくの期間が経過すると、血管が収縮する力は、留置直後よりも弱くなる。そのため、第１層２９１が第２層２９２よりも先に分解された場合であっても、第２層２９２は、血管を支持して血管の収縮を抑え、狭窄部を押し広げた状態を維持するための強度を保持することができる。また、第１層２９１が第２層２９２よりも先に分解されるため、気泡が筒体の内部全体に存在せず、生分解性ポリマーが充填された場合と比較すると、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。また、図４（ａ）〜図４（ｂ）に関して前述した効果と同様の効果が得られる。

また、第１層２９１を形成する生分解性ポリマーは、第２層２９２を形成する生分解性ポリマーと同じであることがより好ましい。これによれば、第１層２９１と第２層２９２との間で生ずる相互作用を抑え、筒体２９Ｂを比較的容易に製造することができる。また、第１層２９１における空隙率および第２層２９２における空隙率を調整することにより、筒体２９Ｂが分解される速度の部分的調整を比較的容易に行うことができる。

次に、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。
図７は、本実施形態に係るステントの製造方法を示す説明図である。

本実施形態に係るステント１０では、上述した波状リング３２と連結部３４とを同じ製造過程で生成する。波状リング３２および連結部３４の製造過程では、まず、生分解性ポリマーを含有する材料を用いて押出成形や射出成形を行うことにより、パイプ６０を生成する。パイプ６０の肉厚は、ストラット３０および連結部３４のそれぞれの厚みに近い。なお、パイプ６０は、生分解性ポリマーを含有する材料を用いて射出成形を行うことにより、ストラット３０および連結部３４のそれぞれの厚みに近い板材を用意し、その板材の端辺同士を接合することで形成されてもよい。

押出成形や射出成形を行う際に、筒体２９の形成後に気泡３９、第１気泡３９１および第２気泡３９２になる発泡剤としての炭酸ガスや窒素ガスなどを、生分解性ポリマーを含有する溶融状態の材料に高圧下で注入させる。例えば、発泡剤としての炭酸ガスや窒素ガスなどは、生分解性ポリマーを含有する材料に超臨界状態で供給される。超臨界状態の流体（超臨界流体）は、臨界温度および臨界圧力以上において、気体および流体の両方の性質を有する。このような押出成形や射出成形を行うことにより、パイプ６０は、複数の気泡が内部全体に存在する気泡構造を有する。

このとき、図６（ａ）〜図６（ｃ）に関して前述した第１層２９１のように、相対的に大きい直径の気泡を有する層を形成する場合には、生分解性ポリマーを含有する材料に対して炭酸ガスや窒素ガスを供給するときの圧力を相対的に低い圧力に設定し、攪拌速度を相対的に遅い速度に設定する。一方で、図６（ａ）〜図６（ｃ）に関して前述した第２層２９２のように、相対的に小さい直径の気泡を有する層を形成する場合には、生分解性ポリマーを含有する材料に対して炭酸ガスや窒素ガスを供給するときの圧力を相対的に高い圧力に設定し、攪拌速度を相対的に速い速度に設定する。

そして、パイプ６０に対し所定の加工方法を施すことで、連結部３４により連結された複数の波状リング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および連結部３４以外の箇所）を除去することにより、複数のストラット３０は、連結部３４に連結された状態で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。これにより、所定長さを有する筒状のステント１０が作成される。

加工方法としては、フォトファ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。さらに、パイプ６０から波状リング３２および連結部３４を取り出した後、熱処理を行ってもよい。

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

次に、本実施形態に係るステントを使用した手技について説明する。
図８は、本実施形態に係るステントを使用した手技を説明する断面図である。
なお、図８（ａ）は、収縮状態のステントを表す断面図である。図８（ｂ）は、拡張状態のステントを表す断面図である。

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。具体的には、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の先端部側のバルーン７０に装着される。ステント１０は、ステントデリバリーデバイス１２に装着された状態で収縮状態を呈し、さらに軸方向の移動を規制されている。

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（具体的には内管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８（ａ）に示すように、ステント１０が装着されたバルーン７０が狭窄部Ｘに重なる位置まで達すると、ステントデリバリーデバイス１２の移動を停止させステント１０の拡張位置を位置決めする。その後、術者は、拡張用ルーメン１６を介してバルーン７０の内部に拡張用液体を流入させ、ステント１０を拡張させていく。

ステント１０の複数の波状リング３２は、連結部３４により軸方向に連なっており、相互が離間することなく血管Ｖ内に拡張していく。図８（ｂ）に示すように、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。

そして、図４（ａ）〜図６（ｃ）に関して前述したように、ステント１０が生体管腔内に留置された後では、ステント１０が生体管腔内に留置されてから生体内に吸収されるまでの期間を短縮することができる。これにより、血栓症などを発症するおそれを低減することができる。

なお、本実施形態では、ステント１０は、波状リング３２により波状に形成されている。但し、ステントの形状は、これだけには限定されず、周方向に直線状に延びるストラットにより形成された円環状であってもよい。また、連結部３４が軸１１方向において隣り合う波状リング３２同士を連結する箇所は、図２および図３に関して前述した箇所には限定されず、適宜変更可能である。

以上、本発明の実施形態について説明した。しかし、本発明は、上記実施形態に限定されず、特許請求の範囲を逸脱しない範囲で種々の変更を行うことができる。上記実施形態の構成は、その一部を省略したり、上記とは異なるように任意に組み合わせたりすることができる。

１０・・・ステント、 １１・・・軸、 １２・・・ステントデリバリーデバイス、 １３・・・シャフト部、 １４・・・外管、 １６・・・拡張用ルーメン、 １８・・・内管、 ２０・・・ハブ、 ２１・・・基端開口部、 ２２・・・ガイドワイヤルーメン、 ２４・・・ガイドワイヤ、 ２８・・・骨格部、 ２９、２９Ａ、２９Ｂ・・・筒体、 ３０、３０Ａ、３０Ｂ・・・ストラット、 ３１・・・形状パターン、 ３２・・・波状リング、 ３２Ａ・・・第１波状リング、 ３２Ｂ・・・第２波状リング、 ３２Ｃ・・・第３波状リング、 ３２Ｄ・・・第４波状リング、 ３４、３４Ａ、３４Ｂ・・・連結部、 ３６・・・貫通孔、 ３９・・・気泡、 ４１・・・第１延在部、 ４２・・・第２延在部、 ４３・・・第３延在部、 ４４・・・第４延在部、 ５１・・・第１湾曲部、 ５２・・・第２湾曲部、 ５３・・・第３湾曲部、 ５４・・・第４湾曲部、 ６０・・・パイプ、 ７０・・・バルーン、 ７１・・・筒状部、 ７２・・・第１縮径部、 ７３・・・第２縮径部、 ２９１・・・第１層、 ２９２・・・第２層、 ３９１・・・第１気泡、 ３９２・・・第２気泡、 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、
   前記生体管腔内で拡張可能であり、生体吸収性を有する生分解性ポリマーにより筒状に形成され、複数の気泡が内部全体に存在する気泡構造を有する筒体を備えたことを特徴とするステント。
2. 前記筒体の内側部分における空隙率は、前記内側部分よりも外側に配置された前記筒体の外側部分における前記空隙率とは異なることを特徴とする請求項１に記載のステント。
3. 前記内側部分における前記空隙率は、前記外側部分における前記空隙率よりも高いことを特徴とする請求項２に記載のステント。
4. 前記筒体は、
   前記筒体の内側部分に設けられ第１空隙率を有する第１層と、
   前記第１層よりも外側に位置する外側部分に設けられ前記第１空隙率とは異なる第２空隙率を有する第２層と、
   を有することを特徴とする請求項１に記載のステント。
5. 前記第１空隙率は、前記第２空隙率よりも高いことを特徴とする請求項４に記載のステント。
6. 前記第１層を形成する前記生分解性ポリマーは、前記第２層を形成する前記生分解性ポリマーと同じであることを特徴とする請求項４または５に記載のステント。
7. 前記筒体は、
   軸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を有する骨格部と、
   前記軸方向において隣り合う前記素線同士を互いに離れた状態で連結する連結部と、
   を有することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載のステント。

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