JP3493195B2 - 医療用管状エンドプロテーゼ - Google Patents

医療用管状エンドプロテーゼ

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は、体内で用いる管状のエンドプロテーゼに関
する。
発明の背景 医療用ステント（stents）などの管状エンドプロテー
ゼ（endoprostheses）は、体内に挿入されて、管状組織
の内腔を保持するなどの機能を有し、例えば、腫瘍によ
り閉塞された管腔や、プラク（plaque）によって狭めら
れた血管を開状態に保持する。移植片としての管状エン
ドプロテーゼは、動脈瘤などによって衰弱した大動脈や
その他の血管の管腔の代用とされたり、これを強化した
りする目的で用いられる。
通常、これらのエンドプロテーゼは、カテーテルによ
って体内を搬送される。所望の部位に達するまでは、エ
ンドプロテーゼは小型化された、あるいは縮小された状
態でカテーテルに支持されて搬送される。経皮挿入技術
を用いる場合は、エンドプロテーゼは特に小さくされ
る。所望の部位に達すると、エンドプロテーゼは拡張さ
れて、内腔の内壁を押し広げる。
拡張メカニズムとしては、例えばカテーテルに設けら
れたバルーンを膨張することによりエンドプロテーゼを
半径方向外側に押し広げ、可塑的に変形させて、器具が
所定の拡張位置において管腔壁に接触するようにしても
よい。その後、拡張手段であるバルーンは収縮され、カ
テーテルは取り外される。
別の技術では、エンドプロテーゼは、収縮と拡張のい
ずれも可能な、弾性の高い材料で形成される。体内に挿
入される際には、エンドプロテーゼは縮小された状態に
保たれる。所望の移植部位に達すると、収縮が解除さ
れ、エンドプロテーゼはその内部弾性による回復力によ
って、ひとりでに拡張する。
多くの場合、Ｘ線蛍光透視を用いて体内の管腔内に設
置されたエンドプロテーゼを映し、その位置及び動作を
観察する。また、医学的な追跡評価のために、器具設置
後に、Ｘ線フィルムによってこれを見ることもできる。
現在のところ、このようにＸ線不透過性が要求されるた
めに、エンドプロテーゼは特定の材料からしか製造する
ことができず、この結果、特定の応用で達成できる特性
や、有効な挿入技術も限定されてしまっている。
発明の概要 本発明では、ステントなどの管状の医療エンドプロテ
ーゼを構成するために、ワイヤまたはフィラメント（細
糸状部材）などのような形状を有する金属が用いられ
る。ステントの応用によってこれらのワイヤの望ましい
属性は異なるが、その属性には、剛性、引っ張り強度、
弾性、Ｘ線不透過性、溶接性、曲げ寿命（flexural lif
e）、伝導性、などの特性が含まれる。これらの特性
は、従来のワイヤでは実現の難しいものであるが、本発
明では、複数の金属を同心を有する構造（同軸構造）に
形成することにより、所望の特性が得られる。例えば、
弾性及び強度に加え、高いＸ線不透過性を有することが
たいへん望ましいが、これは、Ｘ線不透過性の金属と弾
性金属との組み合わせにより実現することができる。ど
の金属を内側に設けても外側に設けてもよいが、一般的
に弾性が弱いとされる高密度のＸ線不透過性の材料（例
えばタンタル）を内側（コア）に、そして弾性の高い材
料（例えばチタン、またはニッケルとチタンの合金）を
外側（クラッド（被覆側））に設けるのが望ましい。こ
れは、ワイヤが曲がる時に、より変形するのは、コアよ
りもワイヤのクラッドすなわち「外被」なので、弾性の
高い要素が外被部に配置されるのが最も好ましいためで
ある。
このように、本発明の１態様は、少なくとも１部が体
内において用いられ、特定の応用に応じて調整すること
ができる金属ステント器具である。体内で用いられる部
分は、結合されて単一部材を形成する２つ以上の異なる
金属から構成されるのが好ましい。通常、それぞれの金
属が器具に対して１つの好ましい特性として寄与する
が、この特性は他の金属の存在により本質的に損なわれ
ることはない。特に好適な器具においては、１つの金属
によりＸ線不透過性が強化される。このような実施例に
おけるステント器具は、所定の密度を有し、露出した外
側面を含む金属性の外側部材と、この外側部材よりも密
度が高い金属で形成され、Ｘ線不透過性を強化したコア
と、から構成される。コアは、外側部材の内部に固定さ
れ、外側部材によって実質的に内包されている。好まし
くは、外側部材を形成する金属の機構上の特性、例えば
弾性の特性の影響が、所望程度までコアにも及ぶように
ステントが構成されて、意図される目的にふさわしい性
能を器具全体が有するのが望ましい。このように、外側
部材の機構上の特性がステント全体の特性を支配するの
ではあるが、部材のＸ線不透過性を実質的に強化するの
は、より密度の高いコアであるのが望ましい。本発明
は、器具に弊害をもたらすことなく、また、場合によっ
ては、生物学的互換性、小型化、またはその他の性能特
性などの重要な特性を向上させながら、ステントのＸ線
不透過性を増加することができる。これらの特性効果
は、外側部材及びコアの材料、それらの相対的な寸法、
及び幾何学的構成を適切に選択することによって実現す
ることができる。どの特定性能特性を得るかは、ステン
トの応用により決定される。
ここで用いられる「金属」という用語は、酸の水素原
子と置換して、ヒドロキシル基と共に塩を形成できる、
延性、可鍛性、光沢、熱及び電気の伝導性の特徴を有す
る電気陽性の化学的要素を含んでいる。これらの要素と
合金の混合物もこの「金属」に含まれる。多くの例を後
述する。
本発明の１つの態様は、体内で用いる管状のプロテー
ゼ器具により特徴づけられる。この管状エンドプロテー
ゼは金属性フィラメント材料（線状材料）により形成さ
れる。金属フィラメント材料は、露出された外側面を有
する長く延びた金属性の外側部材と、この長く延びた外
側部材の内部に設けられ、外側部材とは異なる金属でで
きたコアと、から成る。コアは外側部材の内部に固定さ
れ、外側内部によって実質的に内包される。器具は、体
内の管腔に挿入するために小さく収縮することができる
と同時に、この管腔の壁を拡大するために十分な大きさ
に拡張することができる。
特定の実施例においては、エンドプロテーゼ自体が弾
性を有するため、可塑的に変形せずに器具は半径方向に
縮小し、体内に導入することができる。一方、管腔の壁
を拡張する場合は、器具は内部からの弾性自動回復力に
よってひとりでに拡張することができる。
別の実施例においては、エンドプロテーゼは可塑的な
変形が可能である。すなわち、器具は体内に導入するた
めに小型に作られているが、可塑性による変形によって
大きい器具に拡張し、管腔の壁に係合することができ
る。
本発明のその他の実施例には、次の特性が１つ以上含
まれる。器具は、ワイヤまたはフィラメントを緩やかに
結合したループ状に編んで形成した管形を有する。器具
のコアを構成する金属の密度は、外側部材の金属より高
い。フィラメントの断面寸法は、およそ0.015インチ以
下である。または、フィラメントの断面は約0.006から
0.0045インチで、コアの断面がおよそ0.0014インチから
0.00195インチである。コアは、およそ9.9g/cc以上の密
度を有する。コアは、タングステン、タンタル、レニウ
ム、イリジウム、銀、金、ビスマス、白金から成るグル
ープから選択される。外側部材は超弾性の合金、超弾性
合金の先駆物質、ステンレス鋼から選択される。外側物
質はニチノールである。コアはタンタルである。
本発明の別の特定態様は、金属性のフィラメント材を
緩やかに結合させて編んだループによって形成される、
体内で使用するための自動拡張管状プロテーゼ器具を特
徴とする。フィラメントは弾性を有する金属によって形
成され、可塑性による変形をせずに収縮する。さらに、
フィラメントは自動回復力を生成する。フィラメント材
料は、露出した外側表面を含む、弾性の高い長く延びた
弾性金属の外側部材と、外側部材とは異なる金属から成
るコアと、から形成される。コアは外側部材内部に確保
され、外側部材によって実質的に内包される。器具は体
内の管腔に導入するために小さく収縮することができ、
さらに内部からの回復力によって十分な大きさに拡張
し、管腔の壁に作用することができる。
本態様及びその他の態様に関するさまざまな実施例に
は、上述の特性に加え以下の特性の１つ以上が含まれ
る。コアは、フィラメント全体の断面寸法の約25％以上
である。コアは、フィラメントの断面寸法の第１％から
40％の間、例えばおよそ28％以下、好ましくは33％であ
る。コアは約500Gpa以下、例えば200Gpa以下の弾性係数
を有する。
別の態様においては、本発明の特徴は、体外に設けた
手段により、蛍光透視のガイドのもとに、体内における
設置または操作が可能な医療用ステント器具である。こ
の器具は、少なくとも１部が、弾性によって変形される
フィラメント形状の金属部材から成る。使用段階におい
て、器具を特徴的な変形形状に圧縮することができ、さ
らにこの変形力が解除されると器具は弾性によってひと
りでに回復することができる。このフィラメント形状の
金属部材は、第１の選択された厚さを有する第１の金属
から成るコアと、第２の選択された厚さを有する第２の
選択された金属から成り、コアを直接取り囲む被覆部
と、を含む。第１の金属は、比較的高いＸ線不透過性の
特性を示す密度の高い金属であり、第２の金属は、第１
の金属より実質的に弾性が高く、密度の低い金属であ
る。フィラメント形状の部材における第１金属と第２金
属の選択された厚さを組み合わせた効果により、フィラ
メント部材のＸ線不透過性を強化して、蛍光透視または
Ｘ線による体内におけるこの部材の可視性を構造できる
同時に、フィラメント全体に十分な弾性を伝達すること
によって、フィラメント部材がその特徴的な変形形状か
ら弾性によってひとりでに回復することができる。
別の態様においては、本発明は金属部材によって形成
される管状のエンドプロテーゼを特徴とする。金属部材
は、約0.015インチ以下、より好ましくは0.0075インチ
以下の断面の厚みを有し、選択された機構上の特性を有
する露出した外側金属と、この外側金属に内包された内
側金属と、を含む少なくとも２つの異なる金属から構成
される。内側金属は、エンドプロテーゼのＸ線不透過性
を強化するために、外側金属に比べて高い密度を有して
いる。
本発明のいずれの態様における実施例では、フィラメ
ントは、周囲の金属外被（シェル）と、これと異なる特
性を有する金属で形成されるコアとを含む大きい基礎部
材（starting member）を伸線加工（draw−forming）技
術により加工して形成される。
本発明は、さらに、上述のエンドロープの使用方法及
び構成方法を含む。
本発明のさらに別の態様については、以下の説明及び
請求項の範囲から理解される。
好適な実施例の説明 図面 図１は、本発明によるステントの斜視図であり、図1a
は、ステントを形成する編みフィラメントの隣接するル
ープの拡大図である。
図２は、図1aのステントフィラメントの線２−２から
見た、拡大率の高い概略断面図であり、図2aはフィラメ
ントの１部を同様に拡大した長さ方向の断面図である。
図３は、図２のステントフィラメントの湾曲形状にお
ける長さ方向概略断面図である。
図４から図4bは、本発明による自動拡張ステントの設
置を示す図である。
図５から図5bは、本発明による可塑性による変形が可
能なステントの設置を示す図である。
図６は、本発明による複数のステントワイヤの変位の
関数としての荷重を示すグラフである。
発明の説明 図１及び図1aについて説明する。好適な実施例による
エンドプロテーゼステント10は、胆管の分岐部（biliar
y tree）内で用いられるよう適合されており、弾性を有
する線状のフィラメント11をメッシュ状（網状）の筒12
に編んで形成される。エンドプロテーゼは、断面が軸13
を中心として端部14、14'まで広がり、約４−６センチ
の長さＬをもって軸に沿って延びており、約９−10ミリ
の最大拡張直径Ｄを有する。フィラメントを編み込むこ
とにより、緩やかに結合された連続的な編み込みループ
（図1aには隣接するループ16、16'が示される）が形成
される。これらのループは、例えばカテーテル上を胆管
（biliary duct）まで搬送されるときにステントが半径
方向に収縮すると、互いにスライドすることができる。
これについては後に詳しく説明する。
図２及び2aについて説明する。フィラメント11はワイ
ヤ形状の部材で、軸６に沿って延びる中心コア８と、コ
ア８と同心を有し、コアの周囲に設けられた長さ方向の
外側部材４と、を含む。長さ方向の部材４は、外側直径
doがおよそ0.0052インチで、ニチノールなどの金属で形
成され、露出された外側面７が高い弾性及び生物学的互
換性などの望ましい特性を示す（外側面７は、例えば、
過フッ化炭化水素、シリコン、親水性及び潤滑性を有す
る生物学的互換性のある材料など、非金属の被覆を含ん
でもよい）。コア８は、およそ0.00175インチの直径dc
を有し、長さ方向の部材４より密度の高いタンタルなど
の金属から成り、フィラメント及びフィラメントが形成
するステントのＸ線不透過性を強化する。コア８は、外
側部材４によって実質的に内包されるように外側部材に
接着しているため、コアには実質的な露出表面はなく、
その使用において体内に設置されたときもコアが体内の
組織に接触することはない。図示されるように、好まし
くは、コア８は、連続する固体部材で、外側部材４の内
側部分に密接に接触して接着されており、外側部材との
界面10には実質的な空隙は形成されない。フィラメント
11の弾性特性は、長さ方向の部材４の弾性特性によって
支配されるのが望ましい。コア材料８は、フィラメント
11全体のＸ線不透過性を強化するが、フィラメントの機
構上の性能には実質的な影響を及ぼさないのが望まし
い。本発明の一態様によれば以下のことが明らかにされ
た。例えばタンタルなどの密度の高いコアが存在して
も、実質的に弾性特性を示すことのできる混合フィラメ
ント、例えば、（直線範囲（linear range）で用いられ
る）個体弾性（solid elastic）の、または超弾性のニ
チノール（nitinol）フィラメント（例えば自動拡張ス
テントを形成する）からステントを形成することができ
る。さらに、混合フィラメントで形成されたステント
は、均質ニチノールフィラメントで形成されたステント
に比べて、よりＸ線不透過性が高いことも認められた。
図３において、フィラメント11には、例えば、編みス
テント器具の場合などに起こり得る湾曲した位置が示さ
れている。ステントを編む場合や、使用中のステントの
位置決めする場合に、フィラメントが曲げられると、内
側部（Ｉ）及び外側部（Ｏ）は、それぞれ広範囲にわた
って圧縮及び張力を受ける。このフィラメントの利点と
して、Ｘ線不透過性を有するコア材料８を軸６付近に設
けたので、コアにかかる張力及び圧縮の範囲が比較的小
さくなるため、湾曲に対する反応またはその他の特性の
ためにその使用が不適切とされているさまざまな堅い、
高密度の、強度の高い、及び／または実質的にＸ線不透
過である材料を使用することが可能になる。
パラメータ選択 一般的に、フィラメントの特徴、従って外側部材及び
コア金属の選択は、ステントの用途に基づいて決定す
る。本発明のステントは、肝臓及び膵臓管（例えば直径
４−12ミリ）、前立腺及び尿道を含む尿路（例えば直径
14−15ミリ、長さ３−４センチ）、及び尿管（例えば直
径３−４ミリ）などの胆管の樹枝状分岐（biliary tre
e）、肝門脈高血圧などを治療する場合、肝臓血管系を
含む血管系（例えば直径４−10ミリ、長さ５−６セン
チ）、神経血管系（例えば直径１ミリ）、動脈瘤または
病変の治療の場合、大動脈（例えば直径20ミリ）（例え
ば直径８−12ミリ、長さ２−８センチ）に特に好適に用
いられる。フィラメントの外側直径doが大きければ、よ
り大きいステントに用いることができる。例えば、0.00
8インチの範囲にある外側直径doを有するフィラメント
は、大動脈のステントに用いることができる。
通常、コアの直径（dc）はフィラメントの外側直径の
約50％以下（ただし、通常は１％以上）であり、より好
ましくは40％から25％の間、例えば33％が望ましい。Ｘ
線不透過性の強化されたステントの実施例は、ステント
が、約0.015インチ以下、例えば0.0075以下の外側直径
（do）を有する小型サイズで、効果的な弾性特性を得る
ために、このステントにより密度の低い金属が要求され
る応用において、特に有益である。例えば、別の実施例
において、フィラメントは、外側直径doが約0.006イン
チのニチノールと、約0.002インチの直径dcと、を有す
るタンタルのコアから形成される。
図４から4bについて説明する。図１及び図1aに関して
説明したような実施例においては、ステント10は、胆管
樹枝状分岐などの管腔20に導入することのできる自動拡
張ステントである。ステント10はスリーブ26を有するカ
テーテル24上に設置される。このスリーブ26により、ス
テント10は比較的小型の形状に維持される（図４）。こ
のようなステントは次のようにして形成される。管状に
したステントの壁の一部を、１対の小さいマンドレルに
よって挟み、それごとさらに巻いていき、ステントを円
周全体が巻き付けられたロール状に形成する。その他の
場合は、ステントをカテーテルと同軸上に、カテーテル
を覆うように設置してもよい。このカテーテルを管腔内
部の腫瘍に対応する領域に設置する。スリーブ26は、例
えば矢印28の方向に軸に沿って引き出すことにより、ス
テント10の周囲から取り除かれると、ステント10がその
内部回復力の解除により半径方向に拡張する。この内部
回復力は、腫瘍の増殖部22を半径方向外側に押し出すこ
とにより（あるいは、ある場合には閉塞を管腔壁に抗し
て圧縮することにより）管腔20を膨張させるのに十分な
力であり、これによって通路が開かれて、管腔内を遮ら
れることなく通過することができ、カテーテル24を取り
除くことが可能になる（図4b）。別の実施例において
は、ステントは、軸に沿って末端方向に開口を有する管
内に圧縮され、この管の端部から押し出されることによ
り自動的に拡張してもよい。
図５から図5bに示されるように、ステントは、可塑性
によって変形可能な、管状の編み構造50でもよい。個々
のフィラメントメッシュは互いに緩やかに結合してルー
プパターンを形成し、編み構造が半径方向に拡張する
と、個々のメッシュを形成しているループが、フィラメ
ントの弾性限界を越えて変形する。この結果、フィラメ
ントが可塑的に変形する。このステント50は、カテーテ
ル52の末端部付近に設けられたバルーン51を覆うように
設置される。カテーテル52は、例えば血管などの管腔54
を通過し、バルーン51及びステントを取り付けた部分が
閉塞53の領域に達するまで導入される（図５）。続い
て、バルーン51に圧力を与えることにより、ステント50
はその弾性限界を越えて半径方向に拡張し、血管壁に抗
して圧迫されることにより閉塞53が圧迫され、閉塞を取
り囲む血管壁が半径方向に膨張する（図5a）。続いて、
バルーンの空気が抜かれ、カテーテルが血管から引き抜
かれる（図5b）。
バルーンによる拡張が可能な実施例のステントは、好
ましくは、タンタルから形成される、Ｘ線不透過性を有
する高密度のコアと、可塑性によって変形の可能なステ
ンレス鋼でできた外側部材と、によって構成される。ス
テントフィラメントは、可塑的に変形が可能であるが、
特定の血管の要求に応じた十分な弾性を有するフィラメ
ントを選択してもよい。さらに、図４以下に関してすで
に説明したような自動拡張ステントを、バルーンシステ
ムと共に用いて管腔の膨張を強化することもできる。
様々な実施例において、フィラメントに用いられる金
属及びそれらの構成は、異なる所望の特徴を示すように
選択される。例えば、コアと外側部材の相対的な寸法、
及び、これらの要素に用いられる特定の金属は、所望さ
れる全体的な機構上の特性、及びＸ線可視性（visibili
ty）が強化される程度に基づいて選択することができ
る。これは、外側部材のみで形成される均質フィラメン
トの場合と比較すると、本発明のフィラメントの場合
は、コアがフィラメントの機構上の特性に影響を及ぼす
ためであり、さらに、Ｘ線不透過性は、Ｘ線の光線源と
検出器の間の質量の合計の関数であるためである。重な
り合った部分を有する編みステントの場合、よりＸ線不
透過性の低い材料で、十分な可視性を供給することがで
きる。同様に、体内におけるステントの使用位置によ
り、十分な可視性を得るために必要な高密度材料の量が
決定する。器具の可視性は、ASTM（American Society f
or Testing ＆ Materials:米国材料検査協会）指定F640
−79「医療用プラスチックのＸ線不透過性標準試験方
法」などの既知の技術によって調べることができる。こ
の試験方法では、臨床実験により起こり得る背景部の密
度は、ステントを覆うように配置した厚さの異なるアル
ミニウムプレートによって疑似的に得られる。
外側部材の金属及びコアの考慮されるべき特性には、
密度、（焼きなまされ、硬化された状態での）弾性係
数、生物学的互換性（主として外側長さ方向部材の材料
の係数）、曲げ剛性、耐久性、引っ張り及び圧縮強度、
および必要なＸ線不透過性と解像度などが含まれる。所
望される場合には、内側金属と外側金属は、例えば結晶
構造またはその他の特性が異なるために異なる金属とさ
れる、同一要素から成る混合物でできた同一の金属（単
数でも複数でもよい）で構成してもよい。
弾性フィラメント部材のその他の実施例では、外側部
材は、超弾性もしくは擬弾性金属合金、例えばニチノー
ル（例えば、ニッケル55％、チタン45％）などの高度な
弾性を有する生物学的互換性のある金属の連続的な固体
質量によって形成される。超弾性材料のその他の例とし
ては、例えば、銀−カドミウム（Ag−Cd）、金−カドミ
ウム（Au−Cd）、金−銅−亜鉛（Au−Cu−Zn）、銅−ア
ルミニウム−ニッケル（Cu−Al−Ni）、銅−金−亜鉛
（Cu−Au−Zn）、銅−亜鉛（Cu−Zn）、銅−亜鉛−アル
ミニウム（Cu−Zn−Al）、銅−亜鉛−スズ（Cu−Zn−S
n）、銅−亜鉛−キセノン（Cu−Zn−Xe）、ベリリウム
鉄（Fe3Be）、白金鉄（Fe3Pt）、インジウム−タリウム
（In−Tl）、鉄−マンガン（Fe−Mn）、ニッケル−チタ
ン−バナジウム（Ni−Ti−Ｖ）、鉄−ニッケル−チタン
−コバルト（Fe−Ni−Ti−Co）、銅−スズ（Cu−Sn）な
どが含まれる。超弾性合金の完全な説明については、シ
ェトスキー、Ｌ・マクドマルド著、「形状記憶合金」
（化学技術百科事典、第３版、20巻、726−736ページ、
ジョンワイリー＆サンズ出版、1982年）を参照のこと。
弾性フィラメント部材を実施する特定の例では、ニチノ
ールまたはその他の弾性の高い金属が、その応力−ひず
み曲線（stress strain curve）の直線部分を超えて応
力をかけられることの決してない構成において、外側部
材として用いられるが望ましい。外側部材に適する金属
のその他の例としては、ステンレス鋼や超弾性合金の先
駆物質がある。超弾性合金の先駆物質とは、超弾性合金
と同じ化学的構成要素を有するが、その使用状態のもと
で超弾性特性を供給するための処理をされていない物質
である。このような合金については、同一出願人による
同時係属米国出願（シリアル番号07/507,375、出願日19
90年４月10日、発明者:R.Sahatjian、（PCT出願US91/02
420参照）に詳しく説明される。
コア材は連続する固体質量が好ましいが、粉末状でも
よい。一般的に、コアは、Ｘ線不透過性を強化するため
に、比較的密度の高い金属を含む。好ましくは、コア金
属は約9.9g/cc以上の密度を有するのがよい。コアがタ
ンタル（16.6g/ccの密度）から形成されるのがより好ま
しい。その他の好ましい材料及びその密度を次にあげ
る。タングステン（19.3g/cc）、レニウム（21.2g/c
c）、ビスマス（蒼鉛）（9.9g/cc）、銀（16.49g/c
c）、金（19.3g/cc）、白金（21.45g/cc）、イリジウム
（22.4g/cc）。通常、コアは外側部材よりいくぶん硬
い。コア金属は低い弾性係数を有するのが好ましく、例
えば、186GPaのタンタルなど、約550GPa以下が望まし
い。一般的に、外側部材とコアの弾性係数の差が小さい
ほど、本発明のフィラメントにおける外側部材の係数と
のずれが小さくなる。差が大きいほど小さなコアを用い
て、外側材料によって全体の弾性特性が支配されるフィ
ラメントを製造することができる。
外側部材とコアの断面は、円、四角形、三角形、六角
く形、八角形、台形など、さまざまな幾何学的形状がと
り得る。また、コアの幾何学的形状は長さ方向の外側部
材と異なってもよい。例えば、フィラメントの外側部材
が四角形の断面を有してコアが四角でもよいし、外側部
材の断面が三角形もしくは六角形で、コアが円形でもよ
い。ステントフィラメントは、コアの内部に軸に沿って
延びる内腔を有する管の形状を有してもよい。また、ス
テントフィラメントは密度のより低い外側材料と、密度
のより高いコア材料の連続する層によって、外側から中
心へ３層以上の層からなる複数合成システムを形成して
もよい。また、コアは所望のパターンで軸に沿って断続
的に延びてもよい。
フィラメントは伸線成形された部材でもよく、例え
ば、外側部材の材料でできた比較的大きいロッドの中心
部をドリルで打ち抜いて内腔を形成し、この穴にコア材
料でできたロッドを配置し、この内腔の端部をクリンピ
ング（押し合わせ）により密封する。その後、一連の打
ち抜き型を使用して所望の外側直径が得られるまでこの
部材を伸線加工して直径を減少させていく。この要素
に、焼きなましたり、硬化したり、超弾性特性を伝えた
りするための熱処理を加えてもよい。また、例えば電気
メッキもしくは非電気メッキなどの所望の外側材料でコ
アを被覆するなど、その他の成形方法も可能である。外
側部材及びコアに用いられる材料は、さらに、フィラメ
ントを形成するためのそれらの加工性（workability）
に基づき選択される。加工性には、長さ方向の部材を管
状の部分に形成したり、コア部材をロッド型の部分に形
成したりするための機械加工能力、アニール温度におけ
る気体環境での安定性、伸線加工、溶接、鍛造、据え込
みに関連する特性、接着剤、ポリマー、潤滑剤などの被
覆剤に対する許容能力、及びコストや有効性などの実際
的な側面などの要因が含まれる。
以上の説明から明らかなように、本発明のステント
は、最も好ましくは環状の編機上で、フィラメントを編
んで構成されるのが好ましい。編み金属ステントは、た
とえば米国特許第4,922,905号に開示される。ステント
は、編み込み（weaving）、クロシェ編みによって混合
金属フィラメントから形成してもよいし、フィラメント
を渦巻きばね形状の要素に形成してもよい。さらに、従
来からの金属または非金属材料（例えば、大動脈の移植
組織の場合はダクロン繊維）でできたステントの内部に
混合フィラメントを取り込んで、これにより強度及び／
またはＸ線不透過性などの所望の特性に寄与してもよ
い。さらに、ステントは、フィラメント形状以外の形
状、例えば、カフスまたは管の形をした合成シート状部
材などの金属部材から作ってもよい。
ステントフィラメントの例を以下に示す。
例 ステントに用いられる弾性を有するＸ線不透過性フィ
ラメントは、次のように形成される。ニチノール（ニッ
ケル55％／チタン45％）超弾性合金の先駆物質でできた
外側部材と、タンタルのコア材（直径0.00175インチ）
と、を有する直径0.0052インチ、長さ500フィートのフ
ィラメントは次の手順により形成される。まず、外側部
材の材料でできた直径0.75インチのロッドに、直径0.25
インチの内腔をドリルで穴開けし、外側直径がこの内腔
と実質的に一致するタンタル部材を、内腔内に供給す
る。次に、ロッドは、標準的な熱間鍛造及び圧延器具で
機械的に鍛造され、続いて打ち延ばされて、コアと長さ
方向の外側部材の間に実質的な空隙が存在しないように
処理される。ロッドの一端部は密封され、対向する端部
は長さ方向に最終的な直径が得られるまで打ち抜き型に
よって冷間引き抜きされる。最初の段階では、フィラメ
ントの外側部材は超弾性合金の先駆物質であり、したが
って、予想される使用状態において超弾性特性を供給す
べく熱処理をされていない。
図６には、荷重−変位の関係を示す曲線が示される
（曲線Ｃ、Ｄ、Ａは、Ｘ軸上を0.025インチずつ順にず
らされている）。曲線Ａは、上記パラグラフにおいて説
明された、超弾性特性を引き起こす熱による焼きなまし
処理を施す以前のフィラメントを示しており、このフィ
ラメントは、破壊点ｚまでは、応力の関数として実質的
に直線の弾性ひずみを示している。曲線Ｂ、Ｃ、Ｄは、
このフィラメントを460℃でそれぞれ３分、５分、15分
間焼きなました後の応力対ひずみを示している。これら
の曲線が示すように、応力対ひずみ曲線上の実質的な安
定状態（プラトー）（ｐ）によって証明されるように、
タンタルのコアが存在しても、フィラメントの超弾性の
本質は実質的に保持される。さらに図からわかるよう
に、一定の変位が起こる場合の応力は焼きなましが大き
いほど小さいが、これは超弾性部材に特有の性質であ
る。したがって、フィラメントの機構上の特性は、タン
タルのコアがあるにもかかわらず、ニチノール合金によ
って支配されていることがわかる。
次に示す表Ｉでは、上述の応力対ひずみの測定に基づ
いて計算された弾性係数とプラトー応力が、本発明のフ
ィラメントと、ニッケルとチタンの合金からなる均質フ
ィラメントと、が比較されている。
表Ｉによって次のような結果が示される。本発明のフ
ィラメントの弾性係数は、ニッケルとチタンの均質フィ
ラメントの弾性係数に比べて、その差は30％以下であっ
た。超弾性外側部材を用いた本発明のフィラメントのプ
ラトー応力は、ニッケルとチタンの超弾性フィラメント
に比べてその変化は10％以下であった。さらに、上記の
ように形成された混合フィラメントは、均質ニチノール
でできた同じ厚さのフィラメントに比べて、30％以上強
化されたＸ線可視性を示す。
本発明のフィラメントは、超弾性特性が用いられる場
合と、用いられない場合（応力対ひずみ曲線の直線部分
の範囲にある応力部分）、いずれにも用いることができ
る。
本発明のフィラメントから形成した編みステントの可
視度は、より大きい直径（0.006インチ）を有する均質
ニチノールフィラメントで構成した比較用のステントよ
りも大きかった。しかしながら、本発明のステントを用
いた場合、ステントの半径方向の圧縮に必要な力は、よ
り厚みのあるニチノールフィラメントで作ったステント
に比べて減少した。このように、本発明のステントは、
機構上の特性が外側部材であるニチノールによって支配
されると同時に、ステントのＸ線不透過性が強化され
た。また、上述のようなステントの配置は、Ｘ線蛍光透
視によってモニタされる。
好ましくは、機構上の特性がニチノールなどの外側部
材によって支配され、一般的に満足できるＸ線不透過性
を有する上述のフィラメントは、約0.008から0.0045イ
ンチの外側直径（do）と、約0.0014から0.00195インチ
の直径（dc）を有するタンタルなどのコアから形成され
る。
その他の実施例は、以下の請求の範囲に示される。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−167178（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−151983（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−116381（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−174859（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−156152（ＪＰ，Ａ) 欧州特許出願公開433011（ＥＰ，Ａ １) 西独国実用新案公開90014230（ＤＥ, Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61M 29/02

Claims (33)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】自動拡張するインプラント可能な医療用管
    状ステント器具であって、 ステントを搬送するカテーテルを含み、 前記ステントは、体内に導入すべく小直径に弾性収縮す
    ると共により大直径への弾性拡張が可能であり、 前記ステントは、前記大直径への拡張時に実質的に管を
    構成する金属ワイヤで形成され、 前記ワイヤは、コア及びこのコアを覆う被覆部とから成
    り、 前記コアは第１の金属で形成され、 前記被覆部は第２の金属で形成され、 前記第１の金属は前記第２の金属より密度が高く、 前記第２の金属は前記第１の金属より弾性が高い、 ことを特徴とする医療用管状ステント器具。
  2. 【請求項２】請求項１記載の医療用ステント器具におい
    て、 前記金属ワイヤは、伸線加工により製造されることを特
    徴とする器具。
  3. 【請求項３】請求項１記載の医療用ステント器具におい
    て、 前記第１の金属はタンタルであることを特徴とする器
    具。
  4. 【請求項４】請求項１記載の医療用ステント器具におい
    て、 前記ステントは、前記ワイヤを編んで、編み込んで、あ
    るいは、クロシェ編みで、形成されることを特徴とする
    器具。
  5. 【請求項５】請求項１記載の医療用ステント器具におい
    て、 前記第２の金属はニチノールであることを特徴とする器
    具。
  6. 【請求項６】自動拡張するインプラント可能な医療用管
    状ステントであって、 前記ステントの拡張時に実質的に管を構成する金属ワイ
    ヤを含み、 前記ワイヤは、コア及びこのコアを覆う被覆部とから成
    り、 前記コアは第１の金属で形成され、 前記被覆部は第２の異なる金属で形成され、 前記第１の金属は、前記第２の金属より密度が高く、タ
    ンタル、白金、タングステン、イリジウムからなるグル
    ープから選択される、 ことを特徴とする医療用管状ステント。
  7. 【請求項７】請求項６記載のステントにおいて、 前記第１の金属はタンタルであることを特徴とするステ
    ント。
  8. 【請求項８】インプラント可能な医療用管状ステント搬
    送システムであって、 管状ステントを所望の搬送部位に搬送すべく設計された
    カテーテルを備え、 前記ステントは、前記所望の搬送部位において、体内の
    管腔への挿入が容易な第１の断面から、半径方向に拡張
    した第２の断面へ拡張が可能であり、 当該ステント搬送システムは、更に前記ステントを形成
    する複合的な金属部材を備え、 前記複合的な金属部材は、少なくとも第１及び第２の金
    属材料を含んだ３層以上の同軸金属層で形成され、 前記第１の金属は前記第２の金属より密度が高いことに
    より前記ステントを所望の搬送部位に搬送する際のステ
    ントの可視性を高める、 ことを特徴とするステント搬送システム。
  9. 【請求項９】請求項８記載のステント搬送システムにお
    いて、 更に前記カテーテルの基端部に設置されたバルーンを含
    み、 前記ステントは、バルーンの非膨張時にバルーンを取り
    囲む内側内腔を有し、 前記ステントは前記バルーンの拡張時には第１の断面か
    ら、半径方向に拡張した第２の断面に拡張自在であるこ
    とを特徴とするシステム。
  10. 【請求項１０】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記ステントは可塑性により変形自在であることを特徴
    とするシステム。
  11. 【請求項１１】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記第２の金属はステンレス鋼であることを特徴とする
    システム。
  12. 【請求項１２】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記第１の金属は約9.9g/cc以上の密度を有することを
    特徴とするシステム。
  13. 【請求項１３】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記第１の金属は約16g/cc以上の密度を有することを特
    徴とするシステム。
  14. 【請求項１４】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記第１の金属は約550GPa以下の弾性係数を有すること
    を特徴とするシステム。
  15. 【請求項１５】請求項８記載のステント搬送システムに
    おいて、 前記第１の金属は金であることを特徴とするシステム。
  16. 【請求項１６】インプラント可能な医療用ステントであ
    って、 実質的に管を構成する金属部材を含み、 前記金属部材は、少なくとも第１の金属で形成された第
    １の層と、第２の金属で形成された第２の層と、を含む
    ３つ以上の同軸層を有し、 前記第１の金属はステントの可視性を高めるべく第２の
    金属より密度が高く、 前記第１の層は前記第２の層の内側表面に沿って配置さ
    れている、 ことを特徴とするステント。
  17. 【請求項１７】請求項16記載のステントにおいて、 前記第２の金属はステンレス鋼であることを特徴とする
    ステント。
  18. 【請求項１８】請求項17記載のステントにおいて、 前記ステントは可塑性により変形自在であることを特徴
    とするステント。
  19. 【請求項１９】請求項16記載のステントにおいて、 前記第１の金属は約9.9g/cc以上の密度を有することを
    特徴とするシステム。
  20. 【請求項２０】請求項16記載のステントにおいて、 前記第１の金属は約16g/cc以上の密度を有することを特
    徴とするシステム。
  21. 【請求項２１】請求項16記載のステントにおいて、 前記第１の金属は金であることを特徴とするシステム。
  22. 【請求項２２】請求項21記載のステントにおいて、 前記第２の金属はステンレス鋼であることを特徴とする
    システム。
  23. 【請求項２３】管の形状を有し、第１の金属と第２の金
    属とを含む３層以上の同軸金属層から成る合成金属部材
    として形成された管状エンドプロテーゼであって、 前記第１の金属は、前記第２の金属より密度が高いこと
    を特徴とする管状エンドプロテーゼ。
  24. 【請求項２４】請求項23記載のエンドプロテーゼにおい
    て、 前記第１の金属は金であることを特徴とするエンドプロ
    テーゼ。
  25. 【請求項２５】請求項24記載のエンドプロテーゼにおい
    て、 前記第２の金属はステンレス鋼であることを特徴とする
    エンドプロテーゼ。
  26. 【請求項２６】請求項23記載のエンドプロテーゼにおい
    て、 前記金属部材は約0.015インチ以下の断面の厚みを有す
    ることを特徴とするエンドプロテーゼ。
  27. 【請求項２７】請求項26記載のエンドプロテーゼにおい
    て、 前記エンドプロテーゼは可塑性により変形自在で、バル
    ーンにより拡張可能なステントであることを特徴とする
    エンドプロテーゼ。
  28. 【請求項２８】請求項23記載のエンドプロテーゼにおい
    て、 前記エンドプロテーゼはひとりでに拡張することを特徴
    とするエンドプロテーゼ。
  29. 【請求項２９】自動拡張するインプラント可能な医療用
    管状ステント器具であって、 ステントを搬送するカテーテルを含み、 前記ステントは、体内に導入すべく小直径に弾性収縮す
    るとともにより大直径への弾性拡張が可能であり、 前記ステントは、前記より大直径への拡張時に実質的に
    管を構成する金属ワイヤで形成され、 前記ワイヤは、少なくとも２つの同心層から成り、 第１の同心層は第１の金属で形成され、 第２の同心層は第１の同心層を覆い、第１の金属とは異
    なる第２の金属で形成され、 前記第１の金属は第２の金属より密度が高く、 第２の金属は第１の金属より弾性が高い、 ことを特徴とする医療用管状ステント器具。
  30. 【請求項３０】請求項29記載の医療用ステント器具にお
    いて、 前記金属ワイヤは伸線加工により製造されることを特徴
    とする器具。
  31. 【請求項３１】請求項29記載の医療用ステント器具にお
    いて、 前記第１の金属はタンタルであることを特徴とする器
    具。
  32. 【請求項３２】請求項29記載の医療用ステント器具にお
    いて、 前記第１の金属は、前記ワイヤを編んで、編み込んで、
    あるいは、クロシェ編みで、形成されることを特徴とす
    る器具。
  33. 【請求項３３】請求項29記載の医療用ステント器具にお
    いて、 前記第２の金属はニチノールであることを特徴とする器
    具。
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