JPH11262532A - 多成分系コイルの医療器具構造の使用方法 - Google Patents
多成分系コイルの医療器具構造の使用方法Info
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- JPH11262532A JPH11262532A JP37581798A JP37581798A JPH11262532A JP H11262532 A JPH11262532 A JP H11262532A JP 37581798 A JP37581798 A JP 37581798A JP 37581798 A JP37581798 A JP 37581798A JP H11262532 A JPH11262532 A JP H11262532A
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- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 多数成分コイル医療構造体の使用方法を提供
する。 【解決手段】 体内空孔部に医療構造体を配備する方法
であって、当該構造体の使用方法は、内側部分および外
側部分を有するより糸状構造から成るコイルを形成し、
当該コイルを加熱膨脹して外側部分のみを溶かすことを
含む。その後、コイルが膨脹状態のまま、溶けた部分が
再び固化すると、溶けずに膨脹した内側部分によって、
圧縮のような力に対するコイルの構造維持性および抵抗
力が保持され、膨脹した形状が当該固化した外側部分の
接着力によって維持される。
する。 【解決手段】 体内空孔部に医療構造体を配備する方法
であって、当該構造体の使用方法は、内側部分および外
側部分を有するより糸状構造から成るコイルを形成し、
当該コイルを加熱膨脹して外側部分のみを溶かすことを
含む。その後、コイルが膨脹状態のまま、溶けた部分が
再び固化すると、溶けずに膨脹した内側部分によって、
圧縮のような力に対するコイルの構造維持性および抵抗
力が保持され、膨脹した形状が当該固化した外側部分の
接着力によって維持される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は異なる融点を有する
内側部分および外側部分を有するステントを用いる方法
に関する。
内側部分および外側部分を有するステントを用いる方法
に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体内崩壊性（生体内において崩壊する
(biodegradable））材料により形成されたステントを金
属製ステントに置き換えることが必要であった。しかし
ながら、このような置き換えの場合には、ステントによ
り開口した内腔部を再閉塞しようとする圧縮力に対する
強度および抵抗力という金属ステントの利点を維持する
必要がある。
(biodegradable））材料により形成されたステントを金
属製ステントに置き換えることが必要であった。しかし
ながら、このような置き換えの場合には、ステントによ
り開口した内腔部を再閉塞しようとする圧縮力に対する
強度および抵抗力という金属ステントの利点を維持する
必要がある。
【０００３】プラスチックステントを軟化するまで加熱
して、当該ステントを挿入する体内腔部の直径に適する
所望の直径になるまで軟化したステントを膨張させるこ
とにより使用する生体生体内崩壊性の熱可塑性ステント
を提供することが知られている。例えば、米国特許第
５，６７０，１６１号は上記のように処理させるチュー
ブ状ステントを開示すると共に、Beck他の米国特許第
５，１４７，３８５号における従来技術のチューブ状ス
テントを教示している。特に、後者については、米国特
許第５，１４７，３８５号のステントはその融点よりも
高い温度に加熱される（このポリマーは「Beckの開示す
る配備（deployment）温度内において液相になる」）の
で、「Beckにより記載されるステントを使用することに
よる改善された強度特性が制限される」と説明してい
る。この米国特許第５，６７０，１６１号の解決方法は
Beckのホモポリマーのコポリマーを使用することであ
り、このコポリマーは上記の配備加熱温度を大幅に超え
る融点を有しており、このためにそのコポリマーステン
トの溶融が生じない。
して、当該ステントを挿入する体内腔部の直径に適する
所望の直径になるまで軟化したステントを膨張させるこ
とにより使用する生体生体内崩壊性の熱可塑性ステント
を提供することが知られている。例えば、米国特許第
５，６７０，１６１号は上記のように処理させるチュー
ブ状ステントを開示すると共に、Beck他の米国特許第
５，１４７，３８５号における従来技術のチューブ状ス
テントを教示している。特に、後者については、米国特
許第５，１４７，３８５号のステントはその融点よりも
高い温度に加熱される（このポリマーは「Beckの開示す
る配備（deployment）温度内において液相になる」）の
で、「Beckにより記載されるステントを使用することに
よる改善された強度特性が制限される」と説明してい
る。この米国特許第５，６７０，１６１号の解決方法は
Beckのホモポリマーのコポリマーを使用することであ
り、このコポリマーは上記の配備加熱温度を大幅に超え
る融点を有しており、このためにそのコポリマーステン
トの溶融が生じない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従って、上記米国特許
第５，６７０，１６１号により示される解決手段は、ス
テントの強度特性を低下させるような加熱および膨脹処
理によりステントが配備される時に、そのチューブ状熱
可塑性ステントの溶融を回避することであった。すなわ
ち、上記米国特許第５，１４７，３８５号のプラスチッ
クチューブは完全に溶けるために、その全体構造および
固有強度が失われる。しかしながら、コポリマーの使用
のみを必要とするこの「解決方法」には、何らかの新し
い膨脹形態における圧縮力に抵抗する能力が制限される
という不所望な点があった。それゆえ、加熱および膨脹
処理による熱可塑性ステントの使用方法で、単一の材料
のみに制限されずに、例えば、コポリマーのような強度
特性が維持できる方法が必要とされてきた。
第５，６７０，１６１号により示される解決手段は、ス
テントの強度特性を低下させるような加熱および膨脹処
理によりステントが配備される時に、そのチューブ状熱
可塑性ステントの溶融を回避することであった。すなわ
ち、上記米国特許第５，１４７，３８５号のプラスチッ
クチューブは完全に溶けるために、その全体構造および
固有強度が失われる。しかしながら、コポリマーの使用
のみを必要とするこの「解決方法」には、何らかの新し
い膨脹形態における圧縮力に抵抗する能力が制限される
という不所望な点があった。それゆえ、加熱および膨脹
処理による熱可塑性ステントの使用方法で、単一の材料
のみに制限されずに、例えば、コポリマーのような強度
特性が維持できる方法が必要とされてきた。
【０００５】
【課題を解決するための手段】従って、本発明者は上記
の要望を満足する方法を考案した。すなわち、本発明は
内側部分と外側部分を有するより糸構造から成るコイル
状ステントの構成の実現化に基づいており、当該二つの
部分は２種の異なる融点温度を有しており、そのため
に、コイルの膨脹時に外側部分のみを溶融するように加
熱できる。この溶融した部分がコイルを膨脹状態にした
まま再び固化すると、コイルの全体および圧縮のような
力に対する耐性が溶融していないが膨脹している内側部
分によって維持され、その膨脹した形状が固化した外側
部分の接着力によって維持される。
の要望を満足する方法を考案した。すなわち、本発明は
内側部分と外側部分を有するより糸構造から成るコイル
状ステントの構成の実現化に基づいており、当該二つの
部分は２種の異なる融点温度を有しており、そのため
に、コイルの膨脹時に外側部分のみを溶融するように加
熱できる。この溶融した部分がコイルを膨脹状態にした
まま再び固化すると、コイルの全体および圧縮のような
力に対する耐性が溶融していないが膨脹している内側部
分によって維持され、その膨脹した形状が固化した外側
部分の接着力によって維持される。
【０００６】さらに、具体的には、本発明の一態様によ
れば、（ａ）コイル状に巻いたより糸構造から成る医療
構造体を備える工程から成り、当該より糸構造が溶融温
度Ｔｍi を有する内側部分と、溶融温度Ｔｍe を有する
生体内崩壊性で生体許容性（biocompatible)のポリマー
から成る外側部分とから構成されており、これらの溶融
温度が生体温度よりも高く、上記コイルが長手軸と体内
空孔部の内径よりも小さい外径を有しており、さらに、
（ｂ）上記医療構造体を体内空孔部内に挿入し、当該医
療構造体を体内空孔部の中の配備位置に移動する工程
と、（ｃ）上記医療構造体をＴｍi ではなくＴｍe を超
える配備温度に加熱して内側部分ではなく外側部分を溶
融し、その外径を体内空孔部の内径とほぼ等しくなるま
で半径方向に膨脹させる工程と、（ｄ）上記配備した医
療構造体を膨脹させたまま冷却して、上記配備温度にお
いて溶融した外側部分を膨脹した直径で体内空孔部の温
度において上記コイルの少なくとも一部に溶着させるこ
とにより、長手軸に平行にコイルに加えられる不特定な
剪断力および当該長手軸に対して横方向に加えられる圧
縮力に対するコイルの抵抗力を増加する工程とから成
る、体内空孔部内に医療構造体を供給配備する方法が提
供できる。
れば、（ａ）コイル状に巻いたより糸構造から成る医療
構造体を備える工程から成り、当該より糸構造が溶融温
度Ｔｍi を有する内側部分と、溶融温度Ｔｍe を有する
生体内崩壊性で生体許容性（biocompatible)のポリマー
から成る外側部分とから構成されており、これらの溶融
温度が生体温度よりも高く、上記コイルが長手軸と体内
空孔部の内径よりも小さい外径を有しており、さらに、
（ｂ）上記医療構造体を体内空孔部内に挿入し、当該医
療構造体を体内空孔部の中の配備位置に移動する工程
と、（ｃ）上記医療構造体をＴｍi ではなくＴｍe を超
える配備温度に加熱して内側部分ではなく外側部分を溶
融し、その外径を体内空孔部の内径とほぼ等しくなるま
で半径方向に膨脹させる工程と、（ｄ）上記配備した医
療構造体を膨脹させたまま冷却して、上記配備温度にお
いて溶融した外側部分を膨脹した直径で体内空孔部の温
度において上記コイルの少なくとも一部に溶着させるこ
とにより、長手軸に平行にコイルに加えられる不特定な
剪断力および当該長手軸に対して横方向に加えられる圧
縮力に対するコイルの抵抗力を増加する工程とから成
る、体内空孔部内に医療構造体を供給配備する方法が提
供できる。
【０００７】さらに、本発明の別の態様によれば、
（ａ）一定の軸の周りをより糸構造で包むことにより形
成したコイルから成る構造体を体内腔部の中に挿入する
工程から成り、当該コイルの直径が体内腔部の内径より
も小さく、さらに、（ｂ）上記コイルを上記より糸構造
の外側表面のみを溶融して当該より糸構造の内側表面を
溶融しない温度で加熱する工程と、（ｃ）上記コイルの
直径が上記体内腔部の内径とほぼ等しくなるまで上記温
度でコイルを膨脹させる工程と、（ｄ）上記コイルを膨
脹させた状態で冷却して溶融した外側表面部分を固化す
ることにより、当該コイルをチューブ状に固化する工程
から成る体内腔部内にチューブ状のステントを形成する
方法が提供できる。
（ａ）一定の軸の周りをより糸構造で包むことにより形
成したコイルから成る構造体を体内腔部の中に挿入する
工程から成り、当該コイルの直径が体内腔部の内径より
も小さく、さらに、（ｂ）上記コイルを上記より糸構造
の外側表面のみを溶融して当該より糸構造の内側表面を
溶融しない温度で加熱する工程と、（ｃ）上記コイルの
直径が上記体内腔部の内径とほぼ等しくなるまで上記温
度でコイルを膨脹させる工程と、（ｄ）上記コイルを膨
脹させた状態で冷却して溶融した外側表面部分を固化す
ることにより、当該コイルをチューブ状に固化する工程
から成る体内腔部内にチューブ状のステントを形成する
方法が提供できる。
【０００８】従って、本発明の有利な特徴は、プラスチ
ックコイルステントの機械的強度を犠牲にすることな
く、むしろ、この特性を高めながら、その外側部分を溶
融する温度において膨脹させることにより当該ステント
を配備できることである。さらに、その他の有利な特徴
が図面に基づく以下の詳細な説明により明らかとなる。
ックコイルステントの機械的強度を犠牲にすることな
く、むしろ、この特性を高めながら、その外側部分を溶
融する温度において膨脹させることにより当該ステント
を配備できることである。さらに、その他の有利な特徴
が図面に基づく以下の詳細な説明により明らかとなる。
【０００９】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好ましい実施形態
を詳細に説明する。この実施形態においては、単一のコ
イルステントが特定の好ましい材料により構成され、好
ましい配備器具、すなわち、バルーンカテーテルによ
り、特定の好ましい加熱温度および圧力で特定の体内腔
部の中に配備される。加えて、本発明のコイルステント
は、使用する材料、生体内における使用方法、配備温度
および圧力条件、および上記配備器具の種類に関わらず
適用可能である。さらに、多数個の螺旋状コイルの使用
もまた有用である。
を詳細に説明する。この実施形態においては、単一のコ
イルステントが特定の好ましい材料により構成され、好
ましい配備器具、すなわち、バルーンカテーテルによ
り、特定の好ましい加熱温度および圧力で特定の体内腔
部の中に配備される。加えて、本発明のコイルステント
は、使用する材料、生体内における使用方法、配備温度
および圧力条件、および上記配備器具の種類に関わらず
適用可能である。さらに、多数個の螺旋状コイルの使用
もまた有用である。
【００１０】図１に示すように、本発明において使用す
る好ましい構造体は軸１４の周りにより糸構造１２を巻
くことにより形成したコイルステント１０であり、その
コイルは無膨脹状態の外径Ｄ1 および無膨脹状態の内径
Ｄ2 を有している。また、コイルの各ループ「Ｌ」は隣
接するコイルと接触していてもいなくてもよい。
る好ましい構造体は軸１４の周りにより糸構造１２を巻
くことにより形成したコイルステント１０であり、その
コイルは無膨脹状態の外径Ｄ1 および無膨脹状態の内径
Ｄ2 を有している。また、コイルの各ループ「Ｌ」は隣
接するコイルと接触していてもいなくてもよい。
【００１１】図２に示すように、より糸構造は厚さ
「Ｔ」を有して、内側部分２０と外側部分２２から構成
されている。好ましくは、外側部分２２は内側部分２０
に固着するシールである。最も好ましくは、両方の部分
２０および部分２２が生体内崩壊性および生体許容性の
材料、特に、以下に述べるポリエステルのような生体内
崩壊性のポリエステルから形成されている。
「Ｔ」を有して、内側部分２０と外側部分２２から構成
されている。好ましくは、外側部分２２は内側部分２０
に固着するシールである。最も好ましくは、両方の部分
２０および部分２２が生体内崩壊性および生体許容性の
材料、特に、以下に述べるポリエステルのような生体内
崩壊性のポリエステルから形成されている。
【００１２】上記外径Ｄ1 、内径Ｄ2 および厚さＴの好
ましい例は以下の通りである。すなわち、Ｄ1 は１ｍｍ
乃至約５０ｍｍで、最も好ましくは約５ｍｍ乃至８ｍｍ
の尿道ステントである。Ｄ2 は０．９５ｍｍ乃至約４８
ｍｍで、最も好ましくは約３ｍｍ乃至６ｍｍの尿道ステ
ントである。Ｔは０．０２５ｍｍ乃至２．０ｍｍで、最
も好ましくは約１ｍｍの尿道ステントである。なお、ス
テントを配備する生体によってこれらと異なる値でも有
用となる場合がある。
ましい例は以下の通りである。すなわち、Ｄ1 は１ｍｍ
乃至約５０ｍｍで、最も好ましくは約５ｍｍ乃至８ｍｍ
の尿道ステントである。Ｄ2 は０．９５ｍｍ乃至約４８
ｍｍで、最も好ましくは約３ｍｍ乃至６ｍｍの尿道ステ
ントである。Ｔは０．０２５ｍｍ乃至２．０ｍｍで、最
も好ましくは約１ｍｍの尿道ステントである。なお、ス
テントを配備する生体によってこれらと異なる値でも有
用となる場合がある。
【００１３】本発明の一態様によれば、上記部分２０お
よび部分２２は、内側部分２０の溶融温度Ｔｍi が当該
ステントの配備温度および外側部分２２の溶融温度より
も大幅に高くなるように選択される。同様に、Ｔｍe
は、配備時に外側部分２２の少なくとも一部、好ましく
は、全体が溶けるのに十分な程度に上記配備温度よりも
低い。
よび部分２２は、内側部分２０の溶融温度Ｔｍi が当該
ステントの配備温度および外側部分２２の溶融温度より
も大幅に高くなるように選択される。同様に、Ｔｍe
は、配備時に外側部分２２の少なくとも一部、好ましく
は、全体が溶けるのに十分な程度に上記配備温度よりも
低い。
【００１４】従って、本発明の別の態様によれば、上記
ステント１０を供給配備する方法は、図３に示すよう
に、コイルの外径がまだＤ1 の時に、バルーンカテーテ
ルのような配備器具３０の周りをステント１０で包む工
程から成る。その後、このステントとカテーテルを生体
内、好ましくは内腔部Ｂに配備し、カテーテルをその配
備温度ＴD まで加熱する。その後、カテーテルを図３に
示すように直径Ｄ4 まで膨脹させて、ステント１０を強
制的に膨脹することにより、その外径Ｄ3 が内腔部Ｂの
内径にほぼ等しくなる。しかしながら、ＴD はＴｍe よ
りも高くＴｍi よりも低いので、コイルの外側部分２２
は溶けて内側部分２０は溶けない。さらに、内側部分２
０のガラス転移温度Ｔg を適当に選択することによっ
て、この部分が軟化するのが好ましい。その後、図３に
示す膨脹状態のまま、カテーテルとステントを内腔部に
おける体温まで冷却して外側部分を図４に示すように固
化させてコイルを図３に示す膨脹した外径Ｄ3 および膨
脹した内径Ｄ4 でループＬに溶接する。
ステント１０を供給配備する方法は、図３に示すよう
に、コイルの外径がまだＤ1 の時に、バルーンカテーテ
ルのような配備器具３０の周りをステント１０で包む工
程から成る。その後、このステントとカテーテルを生体
内、好ましくは内腔部Ｂに配備し、カテーテルをその配
備温度ＴD まで加熱する。その後、カテーテルを図３に
示すように直径Ｄ4 まで膨脹させて、ステント１０を強
制的に膨脹することにより、その外径Ｄ3 が内腔部Ｂの
内径にほぼ等しくなる。しかしながら、ＴD はＴｍe よ
りも高くＴｍi よりも低いので、コイルの外側部分２２
は溶けて内側部分２０は溶けない。さらに、内側部分２
０のガラス転移温度Ｔg を適当に選択することによっ
て、この部分が軟化するのが好ましい。その後、図３に
示す膨脹状態のまま、カテーテルとステントを内腔部に
おける体温まで冷却して外側部分を図４に示すように固
化させてコイルを図３に示す膨脹した外径Ｄ3 および膨
脹した内径Ｄ4 でループＬに溶接する。
【００１５】好ましい配備温度ＴD は４５℃乃至７０℃
であり、最も好ましくは５０℃乃至５５℃である。ま
た、コイルを膨脹させるのに好ましい圧力は１気圧乃至
２５気圧であり、最も好ましくは約１気圧乃至１０気圧
である。
であり、最も好ましくは５０℃乃至５５℃である。ま
た、コイルを膨脹させるのに好ましい圧力は１気圧乃至
２５気圧であり、最も好ましくは約１気圧乃至１０気圧
である。
【００１６】上記の冷却工程に続いて、カテーテル３０
内の圧力を解放してこれを収縮させることにより、ステ
ント１０を残したまま内腔部Ｂから当該カテーテルを抜
き取ることができる。
内の圧力を解放してこれを収縮させることにより、ステ
ント１０を残したまま内腔部Ｂから当該カテーテルを抜
き取ることができる。
【００１７】内径Ｄ3 および外径Ｄ4 の典型例として
は、Ｄ3 の場合は約１．５ｍｍ乃至約７５ｍｍであり、
Ｄ4 の場合は約１．５ｍｍ乃至約７０ｍｍであり、これ
らの値は厚さＴに部分的に依存する。良性の前立腺増殖
治療のために尿道において使用する場合、Ｄ3 は約８ｍ
ｍ乃至１０ｍｍであり、Ｄ4 は約６ｍｍ乃至８ｍｍであ
る。
は、Ｄ3 の場合は約１．５ｍｍ乃至約７５ｍｍであり、
Ｄ4 の場合は約１．５ｍｍ乃至約７０ｍｍであり、これ
らの値は厚さＴに部分的に依存する。良性の前立腺増殖
治療のために尿道において使用する場合、Ｄ3 は約８ｍ
ｍ乃至１０ｍｍであり、Ｄ4 は約６ｍｍ乃至８ｍｍであ
る。
【００１８】内側部分および外側部分２０，２２の材料
については、最も好ましくは、内側部分２０が剛性の高
いＴg ／Ｔm を有するポリ（ラクチド）およびポリ（グ
ルコリド）のポリマー、コポリマーおよび混合物から成
る群から選択されるポリエステルから成り、外側部分２
２が柔軟性の低いＴg ／Ｔm を有するポリ（ε−カプロ
ラクトン）のポリマー、コポリマーおよび混合物、およ
び、ポリ（ｐ−ジオキサノン）およびポリ（トリメチル
カーボネート）のコポリマーおよび混合物から選択され
るポリエステルから成る。これらのモノマーの極めて好
ましい比率は、例えば、クリコリド／ラクチド共重合体
において９５：５乃至５：９５である。加えて、いずれ
の部分２０または部分２２も、当該部分２０または部分
２２から選択されるモノマーによりそれぞれコポリマー
化（共重合化）できる。
については、最も好ましくは、内側部分２０が剛性の高
いＴg ／Ｔm を有するポリ（ラクチド）およびポリ（グ
ルコリド）のポリマー、コポリマーおよび混合物から成
る群から選択されるポリエステルから成り、外側部分２
２が柔軟性の低いＴg ／Ｔm を有するポリ（ε−カプロ
ラクトン）のポリマー、コポリマーおよび混合物、およ
び、ポリ（ｐ−ジオキサノン）およびポリ（トリメチル
カーボネート）のコポリマーおよび混合物から選択され
るポリエステルから成る。これらのモノマーの極めて好
ましい比率は、例えば、クリコリド／ラクチド共重合体
において９５：５乃至５：９５である。加えて、いずれ
の部分２０または部分２２も、当該部分２０または部分
２２から選択されるモノマーによりそれぞれコポリマー
化（共重合化）できる。
【００１９】このようなポリマーを形成する適当なラク
トンモノマーは、グリコリド、ラクチド（ｌ，ｄ，ｄｌ
およびメソ体を含む）、ｐ−ジオキサノン、δ−バレロ
ラクトン、β−ブチロラクトン、ε−デカラクトン、
２，５−ジケトモルホリン、ピバロラクトン、α−ジエ
チルプロピオラクトン、エチレンカーボネート、エチレ
ンオキサレート、３−メチル−１，４−ジオキサン−
２，５−ジオン、３，３−ジエチル−１，４−ジオキサ
ン−２，５−ジオン、γ−ブチロラクトン、１，４−ジ
オキセパン−２−オン、１，５−ジオキセパン−２−オ
ン、１，４−ジオキサン−２−オン、６，８−ジオキサ
ビシクロクタン−７−オンおよびこれらの２種以上の組
み合わせから成る群から選択することができる。さら
に、好ましいラクトンモノマーは、クリコリド、ラクチ
ド、トリメチレンカーボネート、ε−カプロラクトンお
よびｐ−ジオキサノンから成る群から選択される。さら
に、内側部分２０の別の例としては、吸収性のガラス、
非吸収性のポリマーまたはセラミックファイバー、また
は金属等が挙げられる。また、放射線不透過性を与える
硫酸バリウムのような薬剤や特定投与部位のための薬剤
を加えることも可能である。
トンモノマーは、グリコリド、ラクチド（ｌ，ｄ，ｄｌ
およびメソ体を含む）、ｐ−ジオキサノン、δ−バレロ
ラクトン、β−ブチロラクトン、ε−デカラクトン、
２，５−ジケトモルホリン、ピバロラクトン、α−ジエ
チルプロピオラクトン、エチレンカーボネート、エチレ
ンオキサレート、３−メチル−１，４−ジオキサン−
２，５−ジオン、３，３−ジエチル−１，４−ジオキサ
ン−２，５−ジオン、γ−ブチロラクトン、１，４−ジ
オキセパン−２−オン、１，５−ジオキセパン−２−オ
ン、１，４−ジオキサン−２−オン、６，８−ジオキサ
ビシクロクタン−７−オンおよびこれらの２種以上の組
み合わせから成る群から選択することができる。さら
に、好ましいラクトンモノマーは、クリコリド、ラクチ
ド、トリメチレンカーボネート、ε−カプロラクトンお
よびｐ−ジオキサノンから成る群から選択される。さら
に、内側部分２０の別の例としては、吸収性のガラス、
非吸収性のポリマーまたはセラミックファイバー、また
は金属等が挙げられる。また、放射線不透過性を与える
硫酸バリウムのような薬剤や特定投与部位のための薬剤
を加えることも可能である。
【００２０】上記の内側部分および外側部分のための好
ましいポリマーは以下の表に示すような特性を有してお
り、同表において、「Ｔg 」はガラス転移点温度であり
Ｔmは融点温度を示している。
ましいポリマーは以下の表に示すような特性を有してお
り、同表において、「Ｔg 」はガラス転移点温度であり
Ｔmは融点温度を示している。
【００２１】 表１ ポリマー Ｔg （℃） Ｔm （℃） ポリ（ラクチド） ６５ １９０ ポリ（グリコリド） ４５ ２２０ ポリ（ε−カプロラクトン） −６０ ６０ ポリ（ｐ−ジオキサノン） −１０ １１０ ポリ（トリメチレンカーボネート） −２０（？？） 測定不可
【００２２】上記の内側または外側ポリマーを薬物投与
基材として使用するために、このポリマーに治療剤を混
合することが可能である。なお、本発明のポリマーと共
に使用できる治療剤は広範な種々の異なるものがある。
一般に、本発明の薬剤組成物を介して投与できる治療剤
としては、抗生物質および抗ウイルス物質のような抗感
染剤、鎮痛剤および鎮痛剤組成物、食欲抑制剤、虫下
し、関節炎薬、喘息治療剤、抗痙攣剤、抗うつ薬、抗利
尿薬、下痢止め薬、抗ヒスタミン剤、抗炎症剤、抗片頭
痛調整剤、制吐薬、抗腫瘍剤、抗パーキンソン症候群
薬、止痒薬、抗精神病薬、解熱薬、鎮痙薬、抗コリン作
用剤、交換神経作用剤、キサンチン誘導体、カルシウム
通路遮断薬およびピンドロールおよび抗不整脈剤のよう
なβ−遮断薬を含む心臓血管調整剤、抗高血圧剤、利尿
薬、一般的冠状血管を含む血管拡張薬、末梢、大脳およ
び中枢神経系刺激剤、うっ血除去薬を含む咳および風邪
調整剤、エストラジオールのようなホルモン、コルチコ
ステロイドを含む他のステロイド、催眠薬、免疫抑制
剤、筋肉弛緩剤、副交換神経遮断剤、精神刺激薬、鎮静
剤、トランキライザー、および、天然または人工のたん
ぱく質、多糖類、グリコプロテイン、リポプロテイン、
または、トロンボゲンおよび再狭窄減少剤が挙げられる
が、これらに限定するものではない。
基材として使用するために、このポリマーに治療剤を混
合することが可能である。なお、本発明のポリマーと共
に使用できる治療剤は広範な種々の異なるものがある。
一般に、本発明の薬剤組成物を介して投与できる治療剤
としては、抗生物質および抗ウイルス物質のような抗感
染剤、鎮痛剤および鎮痛剤組成物、食欲抑制剤、虫下
し、関節炎薬、喘息治療剤、抗痙攣剤、抗うつ薬、抗利
尿薬、下痢止め薬、抗ヒスタミン剤、抗炎症剤、抗片頭
痛調整剤、制吐薬、抗腫瘍剤、抗パーキンソン症候群
薬、止痒薬、抗精神病薬、解熱薬、鎮痙薬、抗コリン作
用剤、交換神経作用剤、キサンチン誘導体、カルシウム
通路遮断薬およびピンドロールおよび抗不整脈剤のよう
なβ−遮断薬を含む心臓血管調整剤、抗高血圧剤、利尿
薬、一般的冠状血管を含む血管拡張薬、末梢、大脳およ
び中枢神経系刺激剤、うっ血除去薬を含む咳および風邪
調整剤、エストラジオールのようなホルモン、コルチコ
ステロイドを含む他のステロイド、催眠薬、免疫抑制
剤、筋肉弛緩剤、副交換神経遮断剤、精神刺激薬、鎮静
剤、トランキライザー、および、天然または人工のたん
ぱく質、多糖類、グリコプロテイン、リポプロテイン、
または、トロンボゲンおよび再狭窄減少剤が挙げられる
が、これらに限定するものではない。
【００２３】基材はポリマーに上記のような治療剤の１
種以上を混合して形成される。この治療剤は液体、固体
を含む任意の適当な形態とすることができる。一般に、
または必要に応じて、上記基材は希釈剤、キャリヤ、賦
形剤、安定化剤のような１種以上の添加剤を含む。
種以上を混合して形成される。この治療剤は液体、固体
を含む任意の適当な形態とすることができる。一般に、
または必要に応じて、上記基材は希釈剤、キャリヤ、賦
形剤、安定化剤のような１種以上の添加剤を含む。
【００２４】また、治療剤の量は使用する特定の薬剤お
よび治療される病状によって決まる。一般的には、投薬
量は約０．００１％乃至約７０％であり、より一般的に
は、約０．００１％乃至約５０％であり、最も一般的に
は、約０．００１％乃至約２０％である。
よび治療される病状によって決まる。一般的には、投薬
量は約０．００１％乃至約７０％であり、より一般的に
は、約０．００１％乃至約５０％であり、最も一般的に
は、約０．００１％乃至約２０％である。
【００２５】また、上記薬物供給基材内に含まれるポリ
マーの量およびポリマーの種類は所望の放出プロフィル
および薬物の使用量によって異なる。なお、生産物は所
望の放出プロフィルと任意の均一形態を実現するために
ポリマーを混合して構成してもよい。
マーの量およびポリマーの種類は所望の放出プロフィル
および薬物の使用量によって異なる。なお、生産物は所
望の放出プロフィルと任意の均一形態を実現するために
ポリマーを混合して構成してもよい。
【００２６】体内の流体と接触すると、上記ポリマー
は、一定の持続時間または延長時間にわたって分散した
薬物の放出を伴う生理学的条件下に、徐々に崩壊（主に
加水分解）または溶解する。
は、一定の持続時間または延長時間にわたって分散した
薬物の放出を伴う生理学的条件下に、徐々に崩壊（主に
加水分解）または溶解する。
【００２７】本発明において使用する２種の異なるポリ
マーの複合的ポリマーのより糸状構造を形成するための
方法が知られている。例えば、米国特許第５，６２６，
６１１号は内側部分と外側部分のポリマーの同時押出し
により本発明において使用するより糸構造を形成する有
効な方法を教示している。また、内側部分のポリマーを
押し出して、得られたワイヤ構造を溶融した外部部分ポ
リマーにより被覆する方法も知られている。しかしなが
ら、このより糸構造を形成した後に、本発明において使
用する装置のコイル形状を形成するためには、マンドレ
ルの周りをこのより糸構造で包む必要がある。
マーの複合的ポリマーのより糸状構造を形成するための
方法が知られている。例えば、米国特許第５，６２６，
６１１号は内側部分と外側部分のポリマーの同時押出し
により本発明において使用するより糸構造を形成する有
効な方法を教示している。また、内側部分のポリマーを
押し出して、得られたワイヤ構造を溶融した外部部分ポ
リマーにより被覆する方法も知られている。しかしなが
ら、このより糸構造を形成した後に、本発明において使
用する装置のコイル形状を形成するためには、マンドレ
ルの周りをこのより糸構造で包む必要がある。
【００２８】本発明の配備方法は外側部分を単に溶かし
て内側部分は溶かさないので、本発明の方法は当該発明
による装置を所望の形状に一致させる（例えば、膨脹さ
せて動脈の内腔部に一致させる）ことが可能であり、圧
縮および静水圧に対する抵抗を大幅に増加できる。しか
も、本発明の装置は供給時および配備時において極めて
柔軟であり、このような特徴は、人間の末端部から小さ
な曲がりくねった動脈部にステントを通す必要がある場
合に重要な特徴となる。
て内側部分は溶かさないので、本発明の方法は当該発明
による装置を所望の形状に一致させる（例えば、膨脹さ
せて動脈の内腔部に一致させる）ことが可能であり、圧
縮および静水圧に対する抵抗を大幅に増加できる。しか
も、本発明の装置は供給時および配備時において極めて
柔軟であり、このような特徴は、人間の末端部から小さ
な曲がりくねった動脈部にステントを通す必要がある場
合に重要な特徴となる。
【００２９】従って、本発明の方法の使用目的はステン
ト、移植片、神経案内部材、吻合カップラーを配置する
ことである。なお、好ましい装置はステントであり、最
も好ましくは、泌尿器科用のステントである。
ト、移植片、神経案内部材、吻合カップラーを配置する
ことである。なお、好ましい装置はステントであり、最
も好ましくは、泌尿器科用のステントである。
【００３０】上記の溶融の段階を制御して穴のあいた、
細胞増殖の影響を受けないチューブ構造を形成するため
に、本発明の装置は従来の体内組織成長（tissue in-gr
owth）制御用のステントよりも優れた性能を有してい
る。すなわち、上記コイルのループが上記の穴のあいた
部分から離間することができ、および／または、当該コ
イルの内側部分２０が外側部分２２により被覆されず
に、当該溶融可能なポリマー内において空隙部を残す
か、ループと共に固化するからである。このループによ
る空間形成または外側部分２２の空隙部は所望の穴を形
成するのに十分な量に選択される。ただし、心臓血管用
ステントや脈管移植片のような本発明の装置の幾つかは
血流中において使用されるために、体内組織成長が避け
られない場合もある。従って、この装置が内皮化（すな
わち、体内組織成長中に穴があいている状態）して当該
装置の小片部がその脈管壁から分散したり体内の他の部
分に移動することを防ぐことが好都合となる。
細胞増殖の影響を受けないチューブ構造を形成するため
に、本発明の装置は従来の体内組織成長（tissue in-gr
owth）制御用のステントよりも優れた性能を有してい
る。すなわち、上記コイルのループが上記の穴のあいた
部分から離間することができ、および／または、当該コ
イルの内側部分２０が外側部分２２により被覆されず
に、当該溶融可能なポリマー内において空隙部を残す
か、ループと共に固化するからである。このループによ
る空間形成または外側部分２２の空隙部は所望の穴を形
成するのに十分な量に選択される。ただし、心臓血管用
ステントや脈管移植片のような本発明の装置の幾つかは
血流中において使用されるために、体内組織成長が避け
られない場合もある。従って、この装置が内皮化（すな
わち、体内組織成長中に穴があいている状態）して当該
装置の小片部がその脈管壁から分散したり体内の他の部
分に移動することを防ぐことが好都合となる。
【００３１】逆に、泌尿器用ステントのような本発明の
他の用途の場合、本発明の装置が固体構造（すなわち、
図３に示すような完全に溶着したコイル）であることが
望ましく、これによって、当該ステントが崩壊してその
小粒子が脈管壁に吸着することなく泌尿器管内を通過す
る。このことはＦＤＡ法の場合に特に望ましい。つま
り、この装置は３０日未満で体内から排除することが可
能であり、厳密な安全性や作用効果を調べる必要がない
からである。
他の用途の場合、本発明の装置が固体構造（すなわち、
図３に示すような完全に溶着したコイル）であることが
望ましく、これによって、当該ステントが崩壊してその
小粒子が脈管壁に吸着することなく泌尿器管内を通過す
る。このことはＦＤＡ法の場合に特に望ましい。つま
り、この装置は３０日未満で体内から排除することが可
能であり、厳密な安全性や作用効果を調べる必要がない
からである。
【００３２】従って、本発明の方法における組織成長制
御および向上した剛性という特徴によって、従来技術の
装置では適応困難となる広範な医療用途に適合する種々
の要望を可能にすることができる。例えば、血管や尿道
管にステントを配備して蓄積したプラークによる閉塞部
を開口したり、例えば、良性の前立腺肥大症の外科手術
の後に開口部を維持するための装置が強く必要とされて
いる。すなわち、本発明による、供給時に柔軟（すなわ
ち、コイル状）であって、配備後に剛体（すなわち、チ
ューブ状）となり、制御された組織成長に適応する機能
を有している構成は、動脈および尿道ステント、移植片
および吻合カップラーとして広範な用途に対応できる。
御および向上した剛性という特徴によって、従来技術の
装置では適応困難となる広範な医療用途に適合する種々
の要望を可能にすることができる。例えば、血管や尿道
管にステントを配備して蓄積したプラークによる閉塞部
を開口したり、例えば、良性の前立腺肥大症の外科手術
の後に開口部を維持するための装置が強く必要とされて
いる。すなわち、本発明による、供給時に柔軟（すなわ
ち、コイル状）であって、配備後に剛体（すなわち、チ
ューブ状）となり、制御された組織成長に適応する機能
を有している構成は、動脈および尿道ステント、移植片
および吻合カップラーとして広範な用途に対応できる。
【００３３】実施例 以下の実施例は本発明の原理および実施方法を例示する
ものであり、これに限定するためのものではない。な
お、当該技術分野における熟達者であれば、本発明の範
囲および趣旨に逸脱しない多数の付加的な実施態様が明
らかとなる。なお、この実施例は上述の現場において熱
的に形成するコイル構造体に関する。
ものであり、これに限定するためのものではない。な
お、当該技術分野における熟達者であれば、本発明の範
囲および趣旨に逸脱しない多数の付加的な実施態様が明
らかとなる。なお、この実施例は上述の現場において熱
的に形成するコイル構造体に関する。
【００３４】実施例１ ポリ（ラクチド）の内側部分２０とポリ（カプロラクト
ン）の外側部分２２を有するコイルステントを上述の方
法に従って作成した。なお、図１および図２における各
寸法は、Ｄ1 ＝６ｍｍ、Ｄ2 ＝４ｍｍおよびＴ＝１ｍｍ
である。また、内側部分２０の直径は約０．５ｍｍとし
た。
ン）の外側部分２２を有するコイルステントを上述の方
法に従って作成した。なお、図１および図２における各
寸法は、Ｄ1 ＝６ｍｍ、Ｄ2 ＝４ｍｍおよびＴ＝１ｍｍ
である。また、内側部分２０の直径は約０．５ｍｍとし
た。
【００３５】このコイルを同一外径Ｄ2 を有するホーリ
ー(foley）バルーンカテーテル上に配置して、６０℃に
加熱した。その後、このコイルをカテーテル内において
約５気圧の圧力で図３に示す直径Ｄ3 （約８ｍｍ）まで
膨脹した。その後カテーテルを冷却してコイルを溶着さ
せ、圧力を減少してカテーテルを除去した。このコイル
は図３に示す以下の圧縮負荷Ｆｃに対して耐性を示し
た。 Ｆｃ＝２．１９Ｎ／ｍｍ 因みに、このコイルの膨脹および溶着の前のＦｃ値は僅
か０．２７Ｎ／ｍｍであった。
ー(foley）バルーンカテーテル上に配置して、６０℃に
加熱した。その後、このコイルをカテーテル内において
約５気圧の圧力で図３に示す直径Ｄ3 （約８ｍｍ）まで
膨脹した。その後カテーテルを冷却してコイルを溶着さ
せ、圧力を減少してカテーテルを除去した。このコイル
は図３に示す以下の圧縮負荷Ｆｃに対して耐性を示し
た。 Ｆｃ＝２．１９Ｎ／ｍｍ 因みに、このコイルの膨脹および溶着の前のＦｃ値は僅
か０．２７Ｎ／ｍｍであった。
【００３６】このことによって、本発明の方法がその表
面における変形と溶着の二重の利点を有することが分か
った。すなわち、当該利点により、そのコア部分におけ
る変形を起こして体内空孔部の壁に対する機械的支持体
としての機能を失うことのない、優れた半径方向の剛性
を有する管状構造が形成できる。すなわち、上記剛体の
内側部分２０がコイルの解ける速度を制御して外側部分
２２が溶融している間に当該部分２２に対して構造的完
全性と剛性を維持するように作用する。なお、本発明は
本明細書に特定しない要素を省略して実施してもよい。
面における変形と溶着の二重の利点を有することが分か
った。すなわち、当該利点により、そのコア部分におけ
る変形を起こして体内空孔部の壁に対する機械的支持体
としての機能を失うことのない、優れた半径方向の剛性
を有する管状構造が形成できる。すなわち、上記剛体の
内側部分２０がコイルの解ける速度を制御して外側部分
２２が溶融している間に当該部分２２に対して構造的完
全性と剛性を維持するように作用する。なお、本発明は
本明細書に特定しない要素を省略して実施してもよい。
【００３７】以上、本発明をその好ましい実施形態に基
づいて詳細に説明したが、この変形および変更は本発明
の趣旨および範囲に逸脱することなく可能であることが
理解されると考える。
づいて詳細に説明したが、この変形および変更は本発明
の趣旨および範囲に逸脱することなく可能であることが
理解されると考える。
【００３８】本発明の具体的な実施態様は以下の通りで
ある。 （１）前記より糸構造全体がポリマー材料から構成され
ており、前記内側部分がガラス転移温度Ｔg を有する生
体内崩壊性で生体許容性のプラスチックから成り、当該
ガラス転移温度Ｔg が、配備温度における加熱条件下に
前記コイルの膨脹を可能にし、かつ、通常の体内空孔部
温度における屈曲に抵抗するのに十分な温度である請求
項１に記載の方法。 （２）前記構造体がステントであり、前記工程（ａ）が
当該ステントをバルーンカテーテルに取り付ける工程か
ら成り、前記工程（ｂ）が前記ステントおよびカテーテ
ルを体内腔部の中に挿入する工程から成り、前記工程
（ｃ）が前記カテーテルを加熱および膨脹して前記コイ
ルを加熱および膨張すると共に前記外側部分を溶融する
工程から成り、前記工程（ｄ）が前記膨脹したステント
を体内腔部の温度まで冷却するのに十分に前記バルーン
カテーテルから熱を除去する工程から成る請求項１に記
載の方法。 （３）前記配備温度が約５０℃から７０℃の間であり、
前記Ｔｍi が少なくとも７５℃であり、前記Ｔｍe が５
０℃より低い温度を含む範囲であり、前記Ｔgが約６５
℃である請求項１または実施態様（２）に記載の方法。 （４）前記工程（ｃ）が前記バルーンカテーテルに約２
５気圧まで圧力をかける工程から成る請求項１または実
施態様（２）に記載の方法。 （５）前記内側部分が、ポリ（ラクチド）、ポリ（グリ
コリド）およびこれらのコポリマーおよび混合物から成
る群から選択されるポリエステルから成る請求項１また
は実施態様（１）に記載の方法。
ある。 （１）前記より糸構造全体がポリマー材料から構成され
ており、前記内側部分がガラス転移温度Ｔg を有する生
体内崩壊性で生体許容性のプラスチックから成り、当該
ガラス転移温度Ｔg が、配備温度における加熱条件下に
前記コイルの膨脹を可能にし、かつ、通常の体内空孔部
温度における屈曲に抵抗するのに十分な温度である請求
項１に記載の方法。 （２）前記構造体がステントであり、前記工程（ａ）が
当該ステントをバルーンカテーテルに取り付ける工程か
ら成り、前記工程（ｂ）が前記ステントおよびカテーテ
ルを体内腔部の中に挿入する工程から成り、前記工程
（ｃ）が前記カテーテルを加熱および膨脹して前記コイ
ルを加熱および膨張すると共に前記外側部分を溶融する
工程から成り、前記工程（ｄ）が前記膨脹したステント
を体内腔部の温度まで冷却するのに十分に前記バルーン
カテーテルから熱を除去する工程から成る請求項１に記
載の方法。 （３）前記配備温度が約５０℃から７０℃の間であり、
前記Ｔｍi が少なくとも７５℃であり、前記Ｔｍe が５
０℃より低い温度を含む範囲であり、前記Ｔgが約６５
℃である請求項１または実施態様（２）に記載の方法。 （４）前記工程（ｃ）が前記バルーンカテーテルに約２
５気圧まで圧力をかける工程から成る請求項１または実
施態様（２）に記載の方法。 （５）前記内側部分が、ポリ（ラクチド）、ポリ（グリ
コリド）およびこれらのコポリマーおよび混合物から成
る群から選択されるポリエステルから成る請求項１また
は実施態様（１）に記載の方法。
【００３９】（６）前記外側部分が、ポリ（ラクチ
ド）、ポリ（グリコリド）、ポリ（ε−カプロラクト
ン）およびこれらのコポリマーおよび混合物、および、
ポリ（ｐ−ジオキサノン）およびポリ（トリメチレンカ
ーボネート）のコポリマーおよび混合物から成る群から
選択されるポリエステルから成る実施態様（５）に記載
の方法。 （７）前記工程（ｂ）が前記コイルの内側から熱を外側
に供給する工程から成る請求項２に記載の方法。 （８）前記工程（ｃ）が前記コイルの内側から圧力を外
側に向けてかける工程から成る請求項２または実施態様
（７）に記載の方法。
ド）、ポリ（グリコリド）、ポリ（ε−カプロラクト
ン）およびこれらのコポリマーおよび混合物、および、
ポリ（ｐ−ジオキサノン）およびポリ（トリメチレンカ
ーボネート）のコポリマーおよび混合物から成る群から
選択されるポリエステルから成る実施態様（５）に記載
の方法。 （７）前記工程（ｂ）が前記コイルの内側から熱を外側
に供給する工程から成る請求項２に記載の方法。 （８）前記工程（ｃ）が前記コイルの内側から圧力を外
側に向けてかける工程から成る請求項２または実施態様
（７）に記載の方法。
【００４０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
従来に比して優れた構造維持性および生体許容性を有す
る熱可塑性ステントの使用方法が提供できる。
従来に比して優れた構造維持性および生体許容性を有す
る熱可塑性ステントの使用方法が提供できる。
【図１】本発明における使用前の未配備状態のコイルス
テントの部分的側面図である。
テントの部分的側面図である。
【図２】図１の２−２線に沿う断面図である。
【図３】仮想線および部分的に示した体内腔部内のバル
ーンカテーテル上に膨脹により配備された状態を示して
いる同一ステントの部分的側面図である。
ーンカテーテル上に膨脹により配備された状態を示して
いる同一ステントの部分的側面図である。
【図４】図３のＩＶ−ＩＶ線に沿う部分的断面図であ
る。
る。
１０ コイルステント ２０ 内側部分 ２２ 外側部分 ３０ バルーンカテーテル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ショーン・サイヤー・ハクセル アメリカ合衆国、08733 ニュージャージ ー州、レイクハースト、リッジウェイ・ロ ード 3297 (72)発明者 マーティー・ナラヤン・バイアカマン アメリカ合衆国、08817 ニュージャージ ー州、エディソン、フォレスト・ヘブン・ ブールバード 2420 (72)発明者 アリンダム・ダッタ アメリカ合衆国、08876 ニュージャージ ー州、ヒルスボロー、べーカー・サークル 26 (72)発明者 ジー・ジェニー・ユーアン アメリカ合衆国、08807 ニュージャージ ー州、ブリッジウォーター、サニースロー プ・ロード 2006
Claims (2)
- 【請求項１】 体内空孔部の中に医療構造体を供給配備
する方法において、 （ａ）コイル状に巻いたより糸構造から成る医療構造体
を備える工程から成り、当該より糸構造が溶融温度Ｔｍ
i を有する内側部分と、溶融温度Ｔｍe を有する生体内
崩壊性で生体許容性のポリマーから成る外側部分とから
構成されており、これらの溶融温度が生体温度よりも高
く、前記コイルが長手軸と体内空孔部の内径よりも小さ
い外径を有しており、さらに、 （ｂ）前記医療構造体を体内空孔部内に挿入し、当該医
療構造体を体内空孔部の中の配備位置に移動する工程
と、 （ｃ）前記医療構造体をＴｍi を超えることなくＴｍe
を超える配備温度に加熱して内側部分ではなく外側部分
を溶融し、その外径を体内空孔部の内径とほぼ等しくな
るまで半径方向に膨脹させる工程と、 （ｄ）前記配備した医療構造体を膨脹させた状態で冷却
して、前記配備温度において溶融した外側部分を膨脹し
た直径で体内空孔部の温度において前記コイルの少なく
とも一部に溶着させることにより、前記長手軸に平行に
コイルに加えられる剪断力および当該長手軸に対して横
方向に加えられる圧縮力に対するコイルの抵抗力を増加
する工程とから成ることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 体内腔部の中にチューブ状のステントを
形成する方法において、 （ａ）一定の軸の周りをより糸構造で包むことにより形
成したコイルから成る構造体を体内腔部の中に挿入する
工程から成り、当該コイルの直径が体内腔部の内径より
も小さく、さらに、 （ｂ）前記コイルを前記より糸構造の外側表面のみを溶
融して当該より糸構造の内側表面を溶融しない温度で加
熱する工程と、 （ｃ）前記コイルの直径が前記体内腔部の内径とほぼ等
しくなるまで前記温度でコイルを膨脹させる工程と、 （ｄ）前記コイルを膨脹させた状態で冷却して溶融した
外側表面部分を固化することにより、当該コイルをチュ
ーブ状に固化する工程から成ることを特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/994,898 US5962007A (en) | 1997-12-19 | 1997-12-19 | Use of a multi-component coil medical construct |
| US994898 | 1997-12-19 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
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