JP6346765B2 - Stent - Google Patents
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Description
本発明は、生体管腔内に留置されるステントに関する。 The present invention relates to a stent placed in a living body lumen.
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。 For example, in the treatment of a stenosis occurring in a blood vessel (biological lumen), stent placement is performed in which a stent is delivered and placed in the stenosis via a blood vessel using a stent delivery device. The deployed stent pushes the stenosis and improves blood flow. As a stent used for such a procedure, for example, a stent disclosed in Example 3 of Patent Document 1 is known.
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。 Specifically, the stent disclosed in Patent Document 1 is configured as a cylindrical member by a linear (net-like) material formed in a predetermined pattern shape being continuous for a predetermined length in the axial direction. In addition, the stent disclosed in Patent Document 1 uses a porous metal containing pores as a constituent material of a strand in order to perform ultrasonic diagnosis on the stent after surgery.
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。 By the way, a living body lumen such as a blood vessel is meandering in a complex manner such as bending or bending. On the other hand, the stent formed in a cylindrical shape is formed in a linear shape having a predetermined rigidity in the axial direction (longitudinal direction) so that it can be easily and continuously deployed in various blood vessels. For this reason, when a stent is placed in a blood vessel, the stent does not sufficiently follow the natural shape of the blood vessel, but rather exerts a large stress on the blood vessel. This may cause inconveniences such as an increase in the load on the blood vessel, a decrease in the movement of the blood vessel, an influence on an organ around the blood vessel, and a damage to the blood vessel.
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。 In this case, it is also conceivable to prepare a plurality of stents that are short in the axial direction (for example, ring-shaped stents) and arrange a plurality of them along the blood vessel. However, since it is difficult to deploy and place such a stent in a blood vessel, a long time is required for the procedure, and there is a concern that the placement accuracy of the stent may be lowered.
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。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and can easily deploy and place a stent in a living body lumen, and can also follow the shape of the living body lumen in a placed state. It is an object of the present invention to provide a stent that can be made to operate.
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有機ポリマーを主要素として構成され、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、所定波長の超音波が照射された際に共振を起こして破壊されるように前記骨格よりも脆弱に構成されることを特徴とする。
In order to achieve the above-mentioned object, the present invention is a stent placed in a living body lumen, is expandable in the living body lumen, has a cylindrically formed skeleton, and has bioabsorbability. An organic polymer as a main element, and a connecting portion that connects adjacent portions in the axial direction of the stent in the skeleton, and the connecting portion includes a plurality of bubbles, thereby allowing a super-wavelength of a predetermined wavelength. It is configured to be more fragile than the skeleton so as to be broken by being resonated when irradiated with sound waves .
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。 According to the above, the stent according to the present embodiment is expanded so that when the stent is expanded in the living body lumen, the connecting portion connected in the axial direction interlocks with the skeleton by the connecting portion including a plurality of bubbles. Thus, it is quickly and accurately placed in the living body lumen. Moreover, in the indwelling state in the living body lumen, the connecting part having bioabsorbability can be easily broken or absorbed in a short time due to a predetermined action or a change with time, so that adjacent parts are free or flexible. As a result, the stent supports the living body lumen along the bent or curved living body lumen, and can effectively treat the living body lumen with greatly reduced influence on the living body lumen and surrounding organs. .
この場合、前記有機ポリマーは、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のうち少なくとも1つを含むことが好ましい。
In this case, the organic polymer preferably includes at least one of polylactic acid, polyglycolic acid, and a copolymer of lactic acid and glycolic acid .
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。 In addition to the above configuration, the bubbles may be formed with a diameter of 50 μm or less.
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。 As described above, when the bubbles are configured as so-called micro bubbles having a diameter of 50 μm or less, the connecting portion is more easily resonated with respect to the ultrasonic wave, and thus the connecting portion is further easily broken.
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。 The diameters of the plurality of bubbles are preferably set to be substantially uniform.
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。 As described above, since the diameters of the bubbles are substantially uniform, the porous body is more reliably resonated and destroyed by the ultrasonic wave having a predetermined wavelength. Therefore, the time for the procedure can be shortened.
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。 Furthermore, the skeleton is preferably composed of a bioabsorbable material.
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。 As described above, the skeleton is composed of a bioabsorbable material, so that the skeleton is gradually absorbed by the living body while supporting the living body lumen. Therefore, even if the skeleton in a free state moves with respect to the living body lumen, the influence of the skeleton can be reduced as much as possible for treatment.
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。 Here, the skeleton is configured by a plurality of strands formed in a ring shape around the axis in the circumferential direction, and the connecting portion connects the strands arranged in the axial direction to each other. It is preferable that
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。 In this way, the stent can be continuously expanded without separating the strands connected in the axial direction by connecting the plurality of strands formed in a ring shape by the connecting portion. On the other hand, since the individual strands are separated and support the living body lumen by eliminating the connecting portion, the living body lumen can be easily followed.
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。 Alternatively, the skeleton is configured by one strand formed in a spiral shape by continuously winding around an axis, and the connecting portion connects predetermined portions of the strands adjacent in the axial direction to each other. The structure connected to may be sufficient.
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。 In this way, the stent can be expanded smoothly by transmitting the expansion action of the strands in the axial direction by connecting predetermined portions of one strand formed in a spiral shape with the connecting portion. Can do.
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。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, a stent can be easily expand | deployed and indwelled in a biological lumen, and also can be made to follow the shape of a biological lumen favorably in an indwelling state.
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。 Hereinafter, preferred embodiments of the stent according to the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.
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。 A stent according to an embodiment of the present invention is used to treat a stenosis (treatment site) generated in a blood vessel that is a living body lumen. The stent is configured as an indwelling member that is expanded and placed in a blood vessel, and pushes the stenosis part by supporting the inside of the stenosis part. The stent is not limited to application to blood vessels, and can be applied to the treatment of various living body lumens (eg, bile duct, trachea, esophagus, urethra, nasal cavity, other organs, etc.). .
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。
As shown in FIG. 1, the
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。
The
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。
Further, the
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。
The
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。
Hereinafter, with reference to FIG. 2A, the
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。
The first extending
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。
The second extending
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。
The third extending
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。
The fourth extending
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。
The
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。
The dimension of the
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。
The dimensions of the
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。
And the
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。 Polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), or lactic acid-glycolic acid copolymer (PLGA) may be synthesized by purchasing commercially available products. In the case of synthesis, for example, L-lactic acid It can be obtained by dehydrating polycondensation using D-lactic acid and glycolic acid having a required structure as a raw material. Preferably, it can be obtained by ring-opening polymerization by selecting one having a required structure from lactide, which is a cyclic dimer of lactic acid, and glycolide, which is a cyclic dimer of glycolic acid. Lactide includes L-lactide which is a cyclic dimer of L-lactic acid, D-lactide which is a cyclic dimer of D-lactic acid, meso-lactide obtained by cyclic dimerization of D-lactic acid and L-lactic acid, and D-lactide. There is DL-lactide, which is a racemic mixture of lactide and L-lactide. Any lactide can be used in the present invention.
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。
The biodegradable polymer may contain a plasticizer. If the plasticizer is contained, the ductility of the biodegradable polymer is improved, the bending flexibility of the
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。
The
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。
On the other hand, as shown in FIG. 2A, the connecting
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。
The
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。
Here, when the plurality of
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。
As shown in FIG. 3, the
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。
The
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。
The
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。
A large number of bubbles formed in the
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。
In other words, the
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。
The
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。
Next, a method for manufacturing the
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。
The
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。
Examples of the processing method include a masking method called photofabrication and an etching method using chemicals, an electric discharge processing method using a mold, a cutting method (for example, mechanical polishing, laser cutting), and the like. After forming the
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。
On the other hand, the
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。 As the solvent 62, a biodegradable polymer such as polylactic acid can be dissolved, and a low boiling point solvent which is easily diffused at a temperature slightly higher than room temperature, such as methylene chloride (CH 2 Cl 2 ), chloroform (CHCl 3 ), 1 , 1-dichloroethane (CH 3 CHCl 2 ) and the like can be applied. On the other hand, the non-solvent 64 may have a boiling point of about 60 ° C. to 110 ° C. at 1 atm and is compatible with the solvent 62 described above. Examples of the non-solvent 64 include monohydric alcohols such as methanol, ethanol, 1-propanol, 2-propanol (isopropyl alcohol), 2-butanol, ter-butanol, and ter-pentanol. A small amount of water having a function as a precipitant may be added to these monohydric alcohols. The combination of the solvent 62 and the non-solvent 64 may be appropriately selected in consideration of the boiling point and vapor pressure.
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。
In the step of connecting the plurality of corrugated rings 32 (struts 30) with the
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。
Moreover, the manufacturing method of the
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。
Thereafter, the manufacture of the
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。
The
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。
The
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。
During the procedure, the operator inserts the
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。
The
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。
The plurality of undulating rings 32 of the
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。
Here, when the
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。
In this treatment, for example, a known extracorporeal shock wave device for crushing stones can be used. For example, the extracorporeal shock wave device confirms the indwelling position of the
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。
As a result, the plurality of
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。
The plurality of undulating rings 32 treat the inside of the blood vessel V by continuing to support the blood vessel V and eluting a drug for preventing restenosis. In addition, since the
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。
As described above, in the
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。
In addition, since the
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。
Further, the
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。
In addition, the
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。
Further, the
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。
The
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。
On the other hand, the connecting
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。
The
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。
In this way, when the axial direction of the coiled struts 82 is connected by the
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。
The skeleton 28C of the stent 10C according to the third modified example shown in FIG. 7C is formed in a spiral shape by one
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。 In the above description, the present invention has been described with reference to preferred embodiments. However, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the scope of the present invention. Yes.
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
10, 10A, 10B, 10C ...
Claims (7)
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有機ポリマーを主要素として構成され、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、所定波長の超音波が照射された際に共振を起こして破壊されるように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。 A stent placed in a body lumen,
A skeleton that is expandable within a body lumen and is formed into a tubular shape;
It is composed of a bioabsorbable organic polymer as a main element , and includes a connecting portion that connects sites adjacent to each other in the axial direction of the stent in the skeleton,
The connecting part is configured to be more fragile than the skeleton so as to be broken by being resonated when ultrasonic waves having a predetermined wavelength are irradiated by containing a plurality of bubbles.
前記有機ポリマーは、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のうち少なくとも1つを含む
ことを特徴とするステント。 The stent of claim 1,
The stent according to claim 1, wherein the organic polymer includes at least one of polylactic acid, polyglycolic acid, and a copolymer of lactic acid and glycolic acid .
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。 The stent according to claim 2,
The air bubble is formed with a diameter of 50 μm or less.
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。 The stent according to any one of claims 2 and 3,
A diameter of the plurality of bubbles is set to be substantially uniform.
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。 The stent according to any one of claims 1 to 4,
The skeleton is composed of a bioabsorbable material.
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。 The stent according to any one of claims 1 to 5,
The skeleton is composed of a plurality of strands formed in a ring shape around the axis in the circumferential direction,
The connecting portion connects the strands arranged in the axial direction to each other.
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。 The stent according to any one of claims 1 to 5,
The skeleton is composed of one strand formed in a spiral shape by continuously winding around an axis,
The connecting portion connects predetermined portions of the strands adjacent in the axial direction to each other.
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