WO2022172890A1 - 生体内留置物およびその製造方法 - Google Patents

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WO2022172890A1
WO2022172890A1 PCT/JP2022/004688 JP2022004688W WO2022172890A1 WO 2022172890 A1 WO2022172890 A1 WO 2022172890A1 JP 2022004688 W JP2022004688 W JP 2022004688W WO 2022172890 A1 WO2022172890 A1 WO 2022172890A1
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WO
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tubular
filling
stent
stent cover
filling element
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PCT/JP2022/004688
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English (en)
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Inventor
周平 松下
Original Assignee
テルモ株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • 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
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheets or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheets or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other

Definitions

  • the present invention relates to an in vivo indwelling article and a manufacturing method thereof.
  • a known method for treating a lesion in a biological lumen such as a blood vessel is to percutaneously introduce a therapeutic instrument such as a catheter into the biological lumen and treat the lesion from within the biological lumen.
  • a therapeutic instrument such as a catheter
  • the lesion is a stenotic lesion
  • the stenotic lesion is dilated with a balloon
  • a stent which is a medical device implanted in the body, is often placed in order to prevent restenosis after balloon dilation.
  • the surface of the stent is often coated with a drug that suppresses the migration and proliferation of vascular smooth muscle cells that cause restenosis.
  • drug-coated stents are known as drug-eluting stents.
  • a stent has a tubular structure in which struts, which are linear structural elements, are formed in wavy and annular shapes and can be contracted and expanded in the radial direction.
  • Patent Document 1 proposes an in-vivo indwelling device having a structure in which a stent is covered with a fabric woven with fibers or a knitted fabric (knit) woven with fibers as a stent cover having voids.
  • the area surrounded by fibers, which corresponds to the voids in the stent cover, is smaller than the area surrounded by the struts, which corresponds to the voids in the stent. Therefore, debris generated by pressing of the struts is trapped in the stent cover, preventing migration of the debris into the blood.
  • the stent cover has voids, endothelial cells infiltrate through the voids of the stent cover after the in-vivo indwelling article is placed. This results in earlier endothelialization than without voids in the stent cover, reducing the risk of thrombosis.
  • the fabric as a stent cover with voids is formed by intersecting weft and warp fibers, and has a structure in which the voids surrounded by the weft and warp fibers are continuous in the circumferential and axial directions.
  • a particular fiber surrounding any void will not protrude radially outward due to restraint from intersecting fibers.
  • the fibers that surround the voids present at the axial ends of the woven fabric are radially outward if the ends of the axially extending fibers that are not constrained by the intersecting fibers spread radially outward. It may spread. If an in vivo tissue or the like is caught in the voids in the fibers that spread radially outward during delivery of the catheter, there is a risk of causing breakage of the fabric and dislodgment of the stent.
  • the fibers are alternately folded to form loops that are continuous in the circumferential direction, so that the loops are continuous in the circumferential direction.
  • a specific loop during weaving of fibers and a loop formed at the same circumferential position after an arbitrary number of consecutive loops intersect while being displaced in the axial direction.
  • the loops present at the ends in the axial direction do not have adjacent loops on one side in the axial direction, the loops may expand radially outward. If an in vivo tissue or the like is caught in the radially outwardly widened loop during delivery of the catheter, there is a risk of causing breakage of the knit or detachment of the stent.
  • knits are superior to woven fabrics in expandability and shrinkage.
  • the risk of radially outward spreading of loops present at the ends of the knit is higher than the risk of radially outward spreading of fibers surrounding voids present at the axial ends of the fabric. This is because, in the case of a woven fabric, the ends of the fibers extending in the axial direction are positioned closer to the ends than the fibers surrounding the voids existing at the ends of the woven fabric in the axial direction. This is because the fibers themselves surrounding the intersecting voids are constrained by the intersecting fibers.
  • An object of the present invention is to provide an in-vivo indwelling device and a manufacturing method thereof.
  • An indwelling device that achieves the above object includes a tubular stent that extends axially, has a distal end and a proximal end, is configured to be radially expandable and contractible, and has a gap;
  • a voided tubular stent cover having a distal end and a proximal end and configured to be radially expandable and contractible, the stent cover being formed of fibers and filling at least a portion of the voids in the stent cover. and a filling element, wherein the voids of the stent cover are regions surrounded by the fibers and are continuously aligned circumferentially and axially along the entire circumference and length.
  • the circumferentially aligned voids located at the axial ends of the stent cover are defined as end voids, and the filling element fills at least a portion of the end voids. It is characterized by
  • the indwelling device configured as described above, since the end gaps of at least a part of the axial ends of the stent cover are filled with the filling element, the radial direction of the axial ends of the stent cover is reduced. Undesirable outward spreading is suppressed, and in vivo tissues are suppressed from entering the end gaps, thereby reducing the risk of stent cover breakage and stent detachment.
  • the stent cover may have a central portion located between the distal and proximal ends in the axial direction, with a region within the void that is not filled with the filling element.
  • the stent cover may be knitted. This allows the stent cover to exhibit excellent expandability and contractability without tending to expand radially outward at the axial ends and to trap in-vivo tissue in voids. be.
  • At least part of the adjacent area which is the area between the circumferentially adjacent end gaps, may be filled with the filling element.
  • the loops provided at the ends in the axial direction and adjacent in the circumferential direction are connected to each other by the filling elements that fill the adjacent regions, so that the loops are less likely to expand radially outward. Therefore, the risk of tissue in vivo being caught in the end gaps located at the ends of the stent cover in the axial direction, breakage of the stent cover, and falling off of the stent is reduced.
  • All the adjacent regions may be filled with the filling elements.
  • undesirable radial outward expansion of the axial ends of the stent cover is effectively suppressed, and in vivo tissue or the like enters the end gaps located at the axial ends of the stent cover. is effectively suppressed, and the risk of stent cover breakage and stent dislodgment is reduced.
  • An intersection region which is a region between the fibers forming the loops located at the axial ends of the stent cover and the fibers axially aligned and crossing the fibers, is filled with the filling element. good too.
  • the loops located at the ends in the axial direction can be prevented from becoming frayed from the fibers arranged in the axial direction by the filling elements filled in the intersection regions. Therefore, the loop is less likely to expand radially outward. Therefore, the risk of in vivo tissue being caught in the end gaps located at the axial ends of the stent cover, breakage of the stent cover, and detachment of the stent is reduced.
  • the filling element may be filled in all the end gaps.
  • the filling elements filled in the end gaps include filling elements filled in other gaps circumferentially adjacent to the end gaps and regions radially outward and/or radially inward from the fibers. may continue through As a result, circumferentially adjacent filling elements are formed continuously, thereby suppressing undesirable radially outward expansion of the axial ends of the stent cover. As a result, the risks of in vivo tissue getting caught in the end gaps, damage to the stent cover, and falling off of the stent are further reduced.
  • the stent cover may be within the axial length of the stent. This reduces the undesirable radial outward expansion of the axial ends of the stent cover. As a result, the risks of in vivo tissue getting caught in the end gaps, damage to the stent cover, and falling off of the stent are reduced.
  • the diameter when the filling element breaks may be larger than the diameter when the stent cover breaks. If the filling element fails before the stent cover fails, the stress distributed in the filling element will be applied to the stent cover, so the stent cover at the location where the filling element failed will not be the same as the stent cover at the location where the filling element remains. more easily damaged. Failure of the stent cover can thus occur immediately after failure of the filling element. Failure of the stent cover after failure of the filler element causes excessive deformation of the stent cover. On the other hand, if the diameter at which the filling element breaks is greater than the diameter at which the stent cover breaks, failure of the stent cover will occur before failure of the filling element. Therefore, even when the stent cover is broken, the filler remains, preventing excessive deformation of the stent cover.
  • the elongation at break of the filling element may be 300% or more.
  • the stent diameter before placement is 1-2 mm and the stent diameter after placement is 3-4 mm. Therefore, if the elongation at break of the filling element is 300% or more, the in-vivo implant according to the present invention can be applied without excessively deforming the stent cover in a typical coronary artery stenting procedure.
  • the ends of the stent cover filled with the filling element may have radially overlapping portions in a cross section perpendicular to the axis in the contracted state. As a result, even if the breaking elongation of the filling element is small, it is possible to secure a large expanded diameter at the end of the stent cover. This prevents the ends of the stent cover from breaking during expansion.
  • the stent cover may be made of a biodegradable material. As a result, the stent cover decomposes and disappears after the indwelling article is placed in the living body, thereby reducing the risk of a foreign body reaction starting from the stent cover.
  • a method for manufacturing an indwelling device that achieves the above object includes a tubular stent that extends axially, has a distal end and a proximal end, is formed to be capable of radial expansion and contraction, and has gaps.
  • the method for manufacturing an in-vivo implant configured as described above can effectively manufacture an in-vivo implant in which filling elements are filled in at least part of the gaps at the ends of the stent cover in the axial direction.
  • the present manufacturing method prevents fiber fragmentation at the cutting site compared to the method of obtaining a stent cover by cutting a tubular fibrous member that is not filled with filler elements. Therefore, the use of the indwelling article obtained by the present production method reduces the risk of the fragment flying into the living body and blocking the lumen of the living body after the indwelling in the living body.
  • the filling step includes a step of covering the tubular fibrous member with a tubular filling member formed in a tubular shape, a step of inserting the tubular fibrous member covered with the tubular filling member into a tubular heat-shrinkable member, and a step of inserting the tubular fibrous member covered with the tubular filling member into the tubular heat-shrinkable member. and heating at a temperature equal to or higher than the temperature at which the member shrinks in diameter. Since tubular packing members have less individual variability, this reduces variability in packing element morphology at axially distant locations.
  • the polymer may be oriented in the circumferential direction.
  • the filling member itself has a contraction effect due to heating, and the filling element is more reliably filled into the voids of the tubular fibrous member.
  • the melting point of the filler element may be lower than the melting point of the fiber. This prevents the filaments from melting due to the high temperature and melting of the filler elements, thereby helping to maintain the structure of the stent cover.
  • the filling step may include a step of applying a solution containing the filling element to the tubular fibrous member, and a step of drying the solution. This reduces the heat load on the tubular fibrous member because it is not necessary to heat the filling element to the melting point.
  • the solubility of the filler in the solvent of the solution may be higher than the solubility of the fiber in the solvent. As a result, dissolution of the fibers is suppressed, and the structure of the stent cover is easily maintained.
  • FIG. 1 is a plan view showing an indwelling instrument and a balloon catheter according to an embodiment
  • FIG. FIG. 2 is a plan view showing an indwelling article in a living body
  • 1 is a plan view showing a stent
  • FIG. FIG. 4 is a plan view showing a portion of the stent cover
  • FIG. 4 is a plan view showing a portion of the stent cover
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG. 4;
  • FIG. 4A is a diagram for explaining a first method for manufacturing an indwelling device, in which (A) shows a state in which a protective tube and a core metal member are inserted into a tubular fibrous member, and (B) shows a state in which a tubular filling member is placed over the tubular fibrous member.
  • FIG. 1 is a state in which the tubular heat-shrinkable member is covered on the tubular fibrous member
  • (D) is a state in which the tubular heat-shrinkable member and the tubular filling member are heated
  • (E) is a state in which the tubular fibrous member is heated to the tubular heat-shrinkable member and (F) shows the state in which the tubular fiber member and the tubular filling member are cut
  • (G) shows the completed stent cover and filling element after removing the protective tube.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a second method for manufacturing an indwelling device in a living body, in which (A) shows a state in which a protective tube and a core metal member are inserted into a tubular fiber member, (B) shows a state in which a solution is applied to the tubular fiber member, ( C) is the state in which the solvent of the solution is volatilized, (D) is the state in which the core metal member is removed from the tubular fiber member, (E) is the state in which the tubular heat-shrinkable member and the tubular filling member are cut, (G) shows the completed stent cover and filling element with the protective tube removed.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the indwelling device and balloon catheter in a contracted state, taken along line BB of FIG. 1;
  • FIG. 3 is a plan view showing part of another example of an indwelling instrument.
  • the indwelling device 10 is used to treat lesions such as constrictions and obstructions occurring in blood vessels, bile ducts, trachea, esophagus, urethra, or other body lumens.
  • the indwelling device 10 is used by being mounted on a known catheter. As an example, the indwelling device 10 is placed on the outer peripheral surface of the balloon 2 of the balloon catheter 1 and inserted into the body lumen, as shown in FIG.
  • a balloon catheter 1 has a balloon 2 at the distal end of a long shaft 3 that can be expanded by fluid supplied through the interior of the shaft 3 .
  • the indwelling device 10 is placed on the outer peripheral surface of the deflated balloon 2 .
  • the balloon 2 expands the lesion together with the indwelling object 10 by expanding at the lesion. Thereafter, when the balloon 2 is deflated, the indwelling device 10 is separated from the balloon 2 in an expanded state to maintain the patency of the lesion.
  • the indwelling device 10 includes a stent 20, a stent cover 30 that covers the stent 20, a filling element 40 that fills at least a portion of a gap 32 formed in the stent cover 30, and at least one It has two fragments 50.
  • the stent 20 is, as shown in FIG. 3, a so-called balloon-expandable stent 20 that is expanded by the expansion force of the balloon 2 .
  • the stent 20 is mounted on the outer peripheral surface of the deflated balloon 2 .
  • the stent 20 is formed in a circular tubular shape as a whole with linear struts 21 .
  • the strut 21 is composed of a plurality of annular bodies 22 arranged in the axial direction of the balloon 2 and connecting elements 23 connecting the annular bodies 22 adjacent in the axial direction.
  • the form of the stent 20 is not limited to this.
  • the stent 20 may be a so-called self-expanding stent 20 that expands by the restoring force of a superelastic alloy.
  • Each annular body 22 is formed by continuously arranging a plurality of linear elements 24 in the circumferential direction while folding them. Axially adjacent annular bodies 22 are integrally connected by connecting elements 23 . Adjacent annular bodies 22 are connected by connecting elements 23 at at least one point on the circumference along the circumferential direction intersecting the axial direction.
  • the widths of the wires of the linear elements 24 and the connecting elements 23 are not particularly limited, but are, for example, 30 to 500 ⁇ m.
  • the wire lengths of the linear elements 24 and the connecting elements 23 are not particularly limited, but are, for example, 0.2 to 20 mm.
  • the thickness of the wires of the linear elements 24 and the connecting elements 23 is not particularly limited, but is, for example, 30 to 500 ⁇ m.
  • the outer diameter of stent 20 when expanded is approximately the same as the inner diameter of stent cover 30 when expanded, but may be larger or smaller.
  • the axial length of stent 20 when expanded is approximately the same as the axial length of stent cover 30 when expanded, but may be longer or shorter.
  • the stent 20 is placed on the outer surface of the contracted balloon 2 in a radially contracted state.
  • the angle formed by the linear elements 24 adjacent in the circumferential direction widens and the stent 20 expands radially.
  • known materials can be applied, for example, metal materials such as stainless steel, cobalt-chromium alloys, and nickel-titanium alloys, polymer materials such as polylactic acid and polycaprolactone, and the like.
  • the stent cover 30 is formed in the form of a tubular woven knit from flexible fibers 31, as shown in FIGS.
  • Stent cover 30 is formed tubular with a plurality of voids 32 to cover stent 20 .
  • Stent cover 30 has a central portion 33 between its axial distal and proximal ends.
  • flexible fibers 31 are alternately folded to form multiple loops 34 .
  • the loop 34 is defined as the fiber 31 divided by the length from the folded portion on the one end side in the axial direction to the other folded portion on the one end side via the folded portion on the other end side.
  • the orientation of the one end and the orientation of the other end are not fixed and may be set each time.
  • Gap 32 is defined as the area inside loop 34 .
  • the plurality of loops 34 are arranged continuously in the circumferential direction and arranged in a spiral shape.
  • the original loop 34 and the loop 34 formed at the same circumferential position after the arbitrary number of continuous loops 34 cross each other while being displaced in the axial direction.
  • the knit has a tubular structure in which the loops 34 are connected in the circumferential direction and the axial direction.
  • a plurality of circumferentially continuous loops 34 form different rows 38 every 360 degrees.
  • the stent cover 30 has a plurality of end voids 35, a plurality of adjacent regions 36, and a plurality of intersecting regions 37 at each axial end, as shown in FIG.
  • the end gaps 35 are the gaps 32 formed by the loops 34 located at the ends in the axial direction and having a convex shape toward the ends. This is the area inside the loop 34 that reaches the other folded portion 34B on the central portion 33 side via 34A.
  • the adjacent region 36 is the gap 32 located between two circumferentially adjacent end gaps 35 . That is, the adjacent region 36 is divided by the length from the folded portion 34A on the end side to the other folded portion 34A on the end side via the folded portion 34B on the central portion 33 side. It is the inner area of the loop 34 which is convex toward it. At each end of stent cover 30, end voids 35 and adjacent regions 36 alternate circumferentially.
  • the crossing region 37 is a region surrounded by the fibers 31 forming the loops 34 located at the axial ends of the stent cover 30 and the fibers 31 crossing the fibers 31 side by side on the central portion 33 side. It is also part of the adjoining region 36 .
  • the fiber diameter is not particularly limited, it is, for example, 0.007 to 0.1 mm, preferably 0.01 to 0.03 mm.
  • the outer diameter of the stent cover 30 when expanded is not particularly limited, but is, for example, 1.00 to 50.00 mm, preferably 2.25 to 4.00 mm.
  • the axial length of the stent cover 30 is not particularly limited, but is, for example, 5-250 mm, preferably 12-38 mm.
  • the interval between the rows 38 aligned in the axial direction during expansion that is, the wale width W, which is the length of the fibers 31 extending in the circumferential direction that are displaced in the axial direction for each turn, is not particularly limited, but is, for example, 0.015 to 8. 0 mm, preferably 0.15 to 0.95 mm.
  • the course width C which is the interval between the loops 34 arranged in the circumferential direction when expanded, is not particularly limited, but is, for example, 0.01 to 5.0 mm, preferably 0.1 to 0.6 mm.
  • the constituent material of the fibers 31 forming the stent cover 30 is not particularly limited, but biodegradable materials and non-biodegradable materials can be applied.
  • Biodegradable materials are, for example, polyglycolic acid (PGA), polylactic acid (PLA), polycaprolactone (PCL), polydioxanone (PDO), trimethylene carbonate (PTMC), or copolymers thereof (bipolymer , terpolymers, quaternary copolymers) include glycolic acid-lactic acid copolymer (PGA-LA), glycolic acid-caprolactone copolymer (PGA-CL), and the like.
  • PGA polyglycolic acid
  • PLA polylactic acid
  • PCL polycaprolactone
  • PDO polydioxanone
  • PTMC trimethylene carbonate
  • copolymers thereof include glycolic acid-lactic acid copolymer (PGA-LA), glycolic acid-caprolactone copolymer (PGA-CL), and the like.
  • polyglycolic acid glycolic acid-lactic acid copolymer or glycolic acid-caprolactone copolymer is particularly preferred, and polyglycolic acid is more preferred.
  • the elongation at break of polyglycolic acid is about 40%.
  • Non-biodegradable materials include, for example, polyethylene terephthalate (PET), polyolefin (PO), acrylic oxide, polytetrafluoroethylene (PTFE), polyethylene co-vinyl acetate (PEVA), polyethylene elastomer, polyethylene oxide polybutylene terephthalate copolymer ( PEO-PBT), polyethylene oxide polylactic acid copolymer (PEO-PLA), polybutyl methacrylate (PBMA), polyurethane (PU), silicone-polycarbonate urethane copolymer (SPCU), medical grade polycarbonate urethane (PCU), Carboxylic acid moieties comprising one or more of polyamide (PA), polyetheretherketone (PEEK), polyacrylic acid (PAA), polymethacrylic acid (PMA), maleic acid, heronic acid, taconic acid and/or monomers thereof , thermoplastic polymers, thermoset polymers, polyolefin elastomers, polyesters, polyurethanes,
  • the fragments 50 are small pieces cut away from the fibers 31 and arranged at each end in the axial direction of the indwelling device 10 .
  • Fragments 50 are formed by cutting loops 34 when a stent cover 30 having a predetermined axial length is cut from a tubularly braided long tubular fibrous member 60 (see FIG. 7). .
  • Fragment 50 is hooked on loop 34 forming end gap 35, but it need not be. Note that the indwelling device 10 may not have the fragment 50 .
  • the filling element 40 fills one or more end cavities 35 in at least one axial end of the stent cover 30 .
  • the filling elements 40 fill all the end voids 35 located at both axial ends of the stent cover 30 .
  • Fill element 40 may fill only a portion of each end void 35 or may fill each end void 35 entirely. For example, an area of about 10% of the area of one end void 35 may be filled with the filling element 40 in a developed view of the stent cover 30 viewed from the radially outer side.
  • the filling element 40 may fill only the end voids 35 of the rows 38 located at each axial end of the stent cover 30, but the filling elements 40 may fill the voids 32 across the multiple rows 38 from the ends to the central portion 33 side. may be filled to When the filling element 40 is filled in this way, if the loops 34 of the row 38 closer to the central portion 33 expand radially outward as the end loops 34 expand radially outwardly, In-vivo tissues are prevented from entering the space 32 on the central portion 33 side of the end portion, and the risk of breakage of the stent cover 30 and detachment of the stent 20 is reduced.
  • the filling elements 40 fill one or more adjacent regions 36 at one or both axial ends of the stent cover 30 .
  • Fill elements 40 may fill only a portion of each adjacent region 36 or may fill each adjacent region 36 entirely. For example, in a radially outward exploded view of the stent cover 30 , an area as large as 10% of the area of one adjacent area 36 may be filled with the filling elements 40 .
  • the filling elements 40 fill one or more intersection regions 37 at one or both axial ends of the stent cover 30 .
  • Fill elements 40 may fill only a portion of each intersection region 37 or may fill each intersection region 37 entirely.
  • an area of about 10% of the area of one intersection area 37 may be filled with the filling elements 40 .
  • the filling element 40 fills all the voids 32 located within a predetermined length range from both ends of the stent cover 30 in the axial direction to the central portion 33 side.
  • the stent cover 30 then has a void 32 in the central portion 33 that is not filled with the filling element 40 .
  • the filling elements 40 to be filled in the end gaps 35 include the filling elements 40 to be filled in other gaps 32 adjacent to the end gaps 35 (adjacent regions 36 in this embodiment), It is continuous with the fiber 31 through the radially outer and/or radially inner region.
  • the filling elements 40 filled in the end gaps 35 include the filling elements 40 filled in other gaps 32 adjacent to the end gaps 35 and the regions radially outside and/or radially inside the fibers 31. It does not have to be continuous through
  • the thickness of the filling element 40 filled in the end gap 35 may be equal to or greater than the diameter of the fiber 31 or equal to or less than the diameter of the fiber 31 .
  • the shortest distance t1 from the outer surface of the filling element 40 filled in the void 32 to the fiber 31 is preferably equal to or less than the fiber diameter. As the shortest distance t1 becomes smaller, the increase in the outer diameter of the indwelling device 10 is suppressed, so that the peripheral reachability of the indwelling device 10 is improved.
  • the shortest distance t1 is preferably 0 to 0.5 mm, more preferably 0 to 0.03 mm.
  • the shortest distance t2 from the inner surface of the filling element 40 filled in the void 32 to the fiber 31 is preferably equal to or less than the fiber diameter. As the shortest distance t2 is smaller, the area of the internal lumen of the indwelling device 10 increases, so that the amount of blood flow to the periphery of the indwelling device 10 is improved.
  • the shortest distance t2 is preferably 0-0.5 mm, more preferably 0-0.03 mm.
  • the fragment 50 is contained and fixed within the filling element 40, but may not be contained within the filling element 40. Fragments 50 have the effect of making the ends of stent cover 30 less deformable. Also, other reinforcing elements may be included within the filler element 40 instead of or in addition to the fragments 50 .
  • the constituent material of the filling element 40 is not particularly limited, but biodegradable and non-biodegradable materials can be applied.
  • Biodegradable materials are, for example, polyglycolic acid (PGA), polylactic acid (PLA), polycaprolactone (PCL), polydioxanone (PDO), trimethylene carbonate (PTMC), or copolymers thereof (bipolymer , terpolymer, quaternary copolymer), lactic acid-caprolactone copolymer (PLA-CL), etc. can be applied.
  • polycaprolactone and lactic acid-caprolactone copolymer are particularly preferable, and PDLLA-CL, which is one of lactic acid-caprolactone copolymers, is more preferable.
  • the elongation at break of PDLLA-CL is about 1000%.
  • polycaprolactone has the highest elongation at break and has an elongation at break of 1500%.
  • Non-biodegradable materials include, for example, polyolefin (PO), acrylic oxide, polytetrafluoroethylene (PTFE), polyethylene co-vinyl acetate (PEVA), polyethylene elastomer, polyethylene oxide polybutylene terephthalate copolymer (PEO-PBT), poly Ethylene oxide polylactic acid copolymer (PEO-PLA), polybutyl methacrylate (PBMA), polyurethane (PU), silicone-polycarbonate urethane copolymer (SPCU), medical grade polycarbonate urethane (PCU), polyamide (PA), poly Carboxylic acid moieties and/or monomers thereof, thermoplastic polymers, thermo Curable polymers, polyolefin elastomers, polyesters, polyurethanes, polyfluoropolymers, and/or polyamide (PA) combinations and/or esters, etc. may be applied.
  • PO polyolefin
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • the material of the filler element 40 may be, for example, in a molten state, placed on the stent cover 30 and then chilled to harden, or dissolved in a solvent, placed on the stent cover 30 and then hardened by drying the solvent. There may be cases. Therefore, the material of the filler element 40 is preferably a material with a lower melting point than the material of the stent cover 30 so that the stent cover 30 does not melt when melted. Also, if the filler element 40 is dissolved in a particular solvent, the material of the stent cover 30 is preferably insoluble or poorly soluble in that solvent.
  • the material of the filling element 40 is preferably biodegradable, and preferably has better extensibility than the material of the stent cover 30 .
  • the stent cover 30 and the stent 20 with the end voids 35 filled with the filling elements 40 may be wholly or partially fixed by known techniques such as gluing, fusing, or stringing. Securing the stent cover 30 and the stent 20 reduces the risk of the stent cover 30 falling off the stent 20 during delivery.
  • the action of the indwelling object 10 according to this embodiment will be described.
  • the end gaps 35 , the adjoining regions 36 and the crossing regions 37 at both ends in the axial direction of the stent cover 30 are filled with filling elements 40 .
  • the axial ends of the stent cover 30 are prevented from spreading outward in the radial direction and the fibers 31 are prevented from fraying. Therefore, tissue in the living body or the like is prevented from being caught in the end space 35 during delivery of the balloon catheter 1 , thereby preventing breakage of the stent cover 30 and detachment of the stent 20 .
  • the therapeutic effect is maintained high without being reduced, and the occurrence of stent thrombosis due to disturbed blood flow is suppressed. be.
  • a tubular stent 20 and a tubular fibrous member 60 formed in a tubular shape by weaving fibers 31 in a knit so as to have voids 32 are prepared (preparation step).
  • a stainless steel core member 100 covered with a PTFE protective tube 101 is inserted into the lumen of the tubular fiber member 60 (insertion step).
  • the protection tube 101 is made of PTFE, it prevents the molten material from adhering to the core metal member 100 .
  • the material of the protective tube 101 is not limited to PTFE as long as it is a material to which the melted material is difficult to stick. Also, the protective tube 101 may not be provided.
  • the material of the cored bar member 100 is not limited to stainless steel.
  • the axial length of the tubular fiber member 60 is set to a length that allows a plurality of stent covers 30 to be cut out.
  • tubular filling member 110 formed of the material of the filling element 40 into a tubular shape.
  • the inner diameter of tubular filling member 110 is substantially equal to the outer diameter of tubular fibrous member 60 .
  • the axial length of the tubular packing member 110 is about twice the axial length of the finally formed packing element 40 .
  • the tubular heat-shrinkable member 120 is a so-called heat-shrinkable tube whose diameter is reduced by heating.
  • the constituent material of the tubular heat-shrinkable member 120 is ideally preferably a material that exhibits shrinkability within a temperature range from the melting point of the filling element to the temperature at which the stent cover 30 is not deformed.
  • the constituent material of the tubular heat-shrinkable member 120 is, for example, polyolefin (PO), fluoropolymer (fluorinated ethylene propylene (FEP), polytetrafluoroethylene (PTFE), polyvinylidene fluoride (PVDF), etc.), polyvinyl chloride (PVC). , chloroprene rubber, or silicone elastomer, preferably polyolefin.
  • the tubular fibrous member 60, the tubular filling member 110 and the tubular heat-shrinkable member 120 are heated by a known heating means such as an oven. At this time, it is preferable to uniformly heat the tubular fiber member 60, the tubular filling member 110, and the tubular heat-shrinkable member 120 in the axial direction and the circumferential direction.
  • the heating temperature is equal to or lower than the melting point of the fibers 31 forming the tubular fiber member 60, equal to or higher than the shrinking temperature of the tubular heat-shrinkable member 120, and equal to or higher than the melting point of the tubular filling member 110.
  • tubular filler member 110 may be previously circumferentially oriented, such as by blow molding.
  • the tubular filling member 110 is not only pushed by the tubular heat-shrinkable member 120 to be reduced in diameter, but is also reduced in diameter by its own diameter reduction effect, so that the diameter can be reduced more uniformly. For this reason, the tubular filling member 110 is uniformly diametrically reduced, adheres closely to the tubular fibrous member 60 and melts, so that the voids 32 of the tubular fibrous member 60 are satisfactorily filled.
  • tubular fiber member 60 and the tubular heat-shrinkable member 120 are cooled. This causes tubular filling member 110 to harden and form filling element 40 . Thereafter, the tubular heat-shrinkable member 120 is removed, and the metal core member 100 is pulled out from the tubular fiber member 60 (withdrawal step). At this time, since the protective tube 101 is provided between the tubular fiber member 60 and the core metal member 100 , the core metal member 100 can be easily pulled out from the tubular fiber member 60 .
  • the tubular fiber member 60 is cut along with the protective tube 101 at the axial position of the tubular fiber member 60 having the void 32 filled with the filling element 40 (cutting step). .
  • the cutting position is approximately the axial center of each filling element 40 . Both sides of the cut site thereby form axial ends of different stent covers 30 with filling elements 40 filling voids 32 .
  • the step of removing the core metal member 100 from the tubular fibrous member 60 may be performed after the tubular fibrous member 60 and the filling element 40 are cut. In this case, tubular fiber member 60 and filling element 40 are cut together with core member 100 .
  • the protective tube 101 is removed from the tubular composite member 70 formed from the cut tubular fiber member 60 and the filling element 40 .
  • the protection tube 101 may be removed from the tubular fiber member 60 together with the core metal member 100 or after the core metal member 100 is removed in the removal step.
  • the outer periphery of the stent 20 is covered with the tubular composite member 70 and attached (attachment step). Thereby, the indwelling device 10 having the stent 20, the stent cover 30 and the filling element 40 is completed.
  • the portions filled with the filling elements 40 are cut, so that the fibers 31 are prevented from fraying and fragments formed by cutting are cut. 50 is retained within the filling element 40 and does not fall out. Therefore, the risk of blockage of the lumen on the peripheral side due to scattering of the fragment 50 toward the periphery of the biological lumen is suppressed.
  • the tubular filler member 110 is placed at the axial end of the stent cover 30 and the tubular heat shrink member 120 fills the end void 35 with the filler element. 40 may be filled.
  • the indwelling device 10 was manufactured by the first manufacturing method described above.
  • the prepared tubular fibrous member 60 had an outer diameter of 4.0 mm and an axial length of about 500 mm.
  • the material of the tubular fibrous member 60 was PET, and the material of the filling element 40 was LCL5050.
  • LCL5050 is a polymer with a lower melting point and superior elongation to PET.
  • a stainless steel core member 100 covered with a PTFE protective tube 101 was inserted into the lumen of the tubular fiber member 60 .
  • the tubular fibrous member 60 was covered with a plurality of tubular filling members 110 and further covered with a tubular heat shrinkable member 120 . After this, it was heated using an oven. The heating temperature was about 150°C.
  • the core metal member 100 was removed from the cooled tubular fiber member 60 , and the portion of the tubular fiber member 60 filled with the filling element 40 was cut together with the protective tube 101 .
  • the protective tube 101 was removed from the cut tubular fiber member 60 to obtain a tubular composite member 70 having the stent cover 30 and the filling elements 40 filling the gaps 32 of the stent cover 30 .
  • the outer diameter of the stent cover 30 of the resulting tubular composite member 70 was 2.7 mm.
  • the tubular composite member 70 was put on the outer circumference of the prepared stent 20 that was expandable to 2.0 mm in outer diameter and 4.5 mm or more, and the indwelling device 10 was obtained.
  • the obtained indwelling device 10 according to Example 1 was placed on the outer periphery of the balloon 2 that can be expanded to 4.2 mm or more, and the balloon 2 was expanded until the outer diameter of the balloon 2 reached 4.0 mm. This expanded the outer diameter of the stent cover 30 to 4.2 mm. After that, the balloon 2 was deflated and removed from the indwelling device 10 . As a result, the outer diameter of the stent cover 30 was 4.1 mm. No breakage of the filling element 40, fraying of the fibers 31, or falling off of the fragments 50 was observed during the expansion.
  • a tubular stent 20 and a tubular fibrous member 60 formed in a tubular shape by weaving fibers 31 in a knit so as to have voids 32 are prepared (preparation step).
  • the core metal member 100 covered with the protective tube 101 is inserted into the lumen of the tubular fiber member 60 (insertion step). Note that the preparation process and the insertion process are the same as those of the first manufacturing method described above.
  • a plurality of positions separated in the axial direction of the tubular fiber member 60 are impregnated with a solution 130 in which the material of the filling element 40 is dissolved in a solvent.
  • Methods for supplying the solution 130 to the target position include, for example, dispensing coating using a tube 131, spray coating for spraying the solution 130, and only the axial end of the tubular fiber member 60 cut to a predetermined length. is dipped in solution 130. In the spray coating, it is preferable to mask the tubular fibrous member 60 in the range where the filling element 40 is not formed.
  • a solvent that does not affect the material of the stent cover 30 (tubular fiber member 60) is selected as the solvent.
  • the axial length of each region of tubular fibrous member 60 impregnated with solution 130 is approximately twice the axial length of the final forming packing element 40 .
  • Protective tube 101 prevents solution 130 from adhering to core metal member 100 .
  • the solvent is not particularly limited as long as the filling element 40 is soluble.
  • Ethanol, acetone, tetrahydrofuran, dimethylformamide, dimethylsulfoxide, chloroform, dichloromethane, hexane, or ether can be applied as the solvent, preferably acetone or chloroform.
  • the solvent contained in the solution 130 impregnated in the tubular fiber member 60 is volatilized by heating or decompression.
  • the voids 32 of the fibers 31 of the tubular fiber member 60 are filled with the filling elements 40 (filling step).
  • the core metal member 100 is removed from the tubular fiber member 60 (removal step). At this time, since the protective tube 101 is provided between the tubular fiber member 60 and the core metal member 100 , the core metal member 100 can be easily pulled out from the tubular fiber member 60 .
  • the tubular fiber member 60 is cut along with the protective tube 101 at the axial position of the tubular fiber member 60 having the void 32 filled with the filling element 40 (cutting step). .
  • the cutting position is approximately the axial center of the range filled with each filling element 40 .
  • the protective tube 101 is removed from the cut tubular fiber member 60 and the tubular composite member 70 formed from the filling element 40 .
  • the protection tube 101 may be removed from the tubular fiber member 60 together with the core metal member 100 or after the core metal member 100 is removed in the removal step.
  • the outer periphery of the stent 20 is covered with the tubular composite member 70 and attached (attachment step).
  • the indwelling device 10 having the stent 20, the stent cover 30 and the filling element 40 is completed.
  • the steps after the cutting step are the same as those of the first manufacturing method described above.
  • Example 2 the indwelling device 10 was manufactured by the second manufacturing method described above.
  • the prepared tubular fibrous member 60 had an outer diameter of 4.0 mm and an axial length of about 500 mm.
  • the material of the tubular fibrous member 60 was PGA and the material of the filling element 40 was DLCL9010.
  • the solvent was acetone.
  • DLCL9010 is a polymer that is superior to PGA in elongation and easily soluble in acetone.
  • a stainless steel core member 100 covered with a PTFE protective tube 101 was inserted into the lumen of the tubular fiber member 60 .
  • a solution 130 was prepared by dissolving DLCL9010, which is the material of the filling element 40, in acetone, which is a solvent, and impregnated with the solution 130 at a plurality of positions in the axial direction of the tubular fiber member 60 by dispense coating. After this, it was heated under reduced pressure to volatilize the solvent. The heating temperature was about 60°C. Thereafter, the core metal member 100 was removed from the cooled tubular fiber member 60 , and the portion of the tubular fiber member 60 filled with the filling element 40 was cut together with the protective tube 101 .
  • the protective tube 101 was removed from the cut tubular fiber member 60 to obtain a tubular composite member 70 having the stent cover 30 and the filling elements 40 filling the gaps 32 of the stent cover 30 .
  • the outer diameter of the stent cover 30 of the resulting tubular composite member 70 was 2.3 mm.
  • the indwelling device 10 having an outer diameter of 2.0 mm and a stent 20 expandable to 4.5 mm or more and covered with a tubular composite member 70 is crimped onto the outer surface of the balloon 2 by a known crimping machine. did.
  • the outer diameter of the stent cover 30 after crimping was 1.38 mm in the areas filled with filling elements 40 at the axial ends and 1.55 mm in the central section 33 not filled with filling elements 40. .
  • a plurality of folded portions 39 protrude radially outward in the range filled with the filling elements 40 at the axial ends of the stent cover 30, as shown in FIG. were formed in a circumferential direction.
  • the stent cover 30 radially overlaps on a cross-section perpendicular to the axis.
  • the obtained indwelling device 10 according to Example 2 was placed on the outer periphery of the balloon 2 that can be expanded to 3.7 mm or more, and the balloon 2 was expanded until the outer diameter reached 3.5 mm. After that, the balloon 2 was deflated and removed from the indwelling device 10 . As a result, the outer diameter of the stent cover 30 was 3.7 mm. No breakage of the filling element 40, fraying of the fibers 31, or falling off of the fragments 50 was observed during the expansion.
  • the indwelling device 10 is a tubular stent 20 that extends in the axial direction, has a distal end and a proximal end, is formed to be expandable and contractible in the radial direction, and has gaps.
  • an axially extending stent cover 30 having distal and proximal ends, formed to be radially expandable and contractible, tubular with voids 32 and formed of fibers 31; a filling element 40 that fills at least a portion of the voids 32 of the stent cover 30, wherein the voids 32 of the stent cover 30 are areas surrounded by fibers 31 and
  • the circumferentially aligned voids 32 located at the axial ends of the stent cover 30 are defined as the end voids 35, and the filling elements 40 are arranged side by side in succession in the circumferential direction and the axial direction. , at least partially in the end gap 35 .
  • the filling element 40 is filled in at least a part of the end gap 35 of the axial end of the stent cover 30, the axial direction of the stent cover 30 is reduced. Undesirable radially outward spreading of the ends is suppressed, and in vivo tissues are prevented from entering the end gaps 35 , thereby reducing the risk of breakage of the stent cover 30 and detachment of the stent 20 .
  • the stent cover 30 also has an area in the void 32 in the central portion 33 located between the axial distal and proximal ends where the filling element 40 is not filled.
  • the stent cover 30 is knitted. This allows the stent cover 30 to have excellent expandability and contractability without tending to expand radially outward at the axial ends and to trap in-vivo tissue in the voids 32 . demonstrated.
  • the adjacent region 36 which is the region between the circumferentially adjacent end gaps 35 , is filled with the filling element 40 .
  • the loops 34 provided at the ends in the axial direction and adjacent in the circumferential direction are connected by the filling element 40 that fills the adjacent region 36, so that the loops 34 are less likely to expand radially outward. Therefore, the risk of in vivo tissue being caught in the end gaps 35 located at the ends of the stent cover 30 in the axial direction, breakage of the stent cover 30, and detachment of the stent 20 is reduced.
  • all adjacent regions 36 are filled with filling elements 40 .
  • undesirable radial outward expansion of the axial ends of the stent cover 30 is effectively suppressed, and in vivo tissue is prevented from entering the end gaps 35 located at the axial ends of the stent cover 30 . etc. is effectively suppressed from entering, and the risk of breakage of the stent cover 30 and detachment of the stent 20 is reduced.
  • an intersection region 37 which is a region between the fiber 31 forming the loop 34 located at the axial end of the stent cover 30 and the fiber 31 axially aligned and intersecting with the fiber 31, is filled. Filled with elements 40 .
  • the loops 34 located at the ends in the axial direction are prevented from becoming frayed from the fibers 31 arranged in the axial direction by the filling elements 40 filled in the intersection regions 37 . Therefore, the loop 34 is less likely to expand radially outward. Therefore, the risk of in vivo tissue being caught in the end gaps 35 located at the axial ends of the stent cover 30, breakage of the stent cover 30, and falling off of the stent 20 is reduced.
  • the filling element 40 is filled in all the end gaps 35 .
  • undesirable radially outward expansion of the axial ends of the stent cover 30 is effectively suppressed, and intrusion of tissue in the living body into the end gaps 35 is effectively suppressed.
  • the risk of breakage of the cover 30 and detachment of the stent 20 is reduced.
  • the filling elements 40 filled in the end gaps 35 are composed of filling elements 40 filling other gaps 32 adjacent to the end gaps 35 in the circumferential direction, It is continuous through the region inside the direction. As a result, the filling elements 40 adjacent in the circumferential direction are formed continuously, so that the axial ends of the stent cover 30 are prevented from spreading undesirably outward in the radial direction. As a result, the risk of in vivo tissue being caught in the end gaps 35, damage to the stent cover 30, and detachment of the stent 20 is further reduced.
  • the stent cover 30 is within the axial length of the stent 20 . This suppresses undesirable radial outward expansion of the axial ends of the stent cover 30 . Therefore, the risk of tissue in vivo being caught in the end space 35, the stent cover 30 being damaged, and the stent 20 falling off is reduced.
  • the axial length of the stent cover 30 may be the same as the axial length of the stent 20 or may be slightly longer than the axial length of the stent 20 .
  • the diameter when the filling element 40 breaks is larger than the diameter when the stent cover 30 breaks. If the filling element 40 were to fail before the stent cover 30 failed, the stent cover 30 at the location at which the filling element 40 failed would be exposed to the stress distributed in the filling element 40 . It is more likely to break than the stent cover 30 in the remaining position. Failure of the stent cover 30 can thus occur immediately after failure of the filler element 40 . Failure of the stent cover 30 after failure of the filler element 40 causes excessive deformation of the stent cover 30 . On the other hand, if the diameter at which filling element 40 breaks is greater than the diameter at which stent cover 30 breaks, failure of stent cover 30 occurs before failure of filling element 40 .
  • the diameter at which the filling element 40 fails is preferably larger than the diameter at which the stent cover 30 fails. More preferably, the filling element 40 does not break to the intended expanded diameter.
  • the elongation at break of the filling element 40 is preferably 300% or more.
  • the outer diameter of the stent before placement is 1-2 mm, and the outer diameter of the stent after placement is 3-4 mm. Therefore, if the elongation at break of the filling element 40 is 300% or more, the indwelling device 10 according to the present invention can be applied without excessively deforming the stent cover 30 in a typical coronary artery stenting procedure.
  • the end of the stent cover 30 filled with the filling element 40 has a radially overlapping portion on a cross section perpendicular to the axis in the contracted state.
  • the stent cover 30 is preferably made of a biodegradable material. As a result, the stent cover 30 decomposes and disappears after the indwelling device 10 is left in the living body, thereby reducing the risk of a foreign body reaction starting from the stent cover 30 .
  • the manufacturing method of the indwelling device 10 includes the tubular stent 20 which extends in the axial direction, has a distal end and a proximal end, is formed so as to be expandable and contractible in the radial direction, and has gaps.
  • the method for manufacturing the indwelling device 10 configured as described above effectively produces the indwelling device 10 in which the filling element 40 is filled in at least a part of the space 32 at the axial end of the stent cover 30. can be manufactured.
  • this manufacturing method prevents the generation of fragments 50 of the fibers 31 at the cutting site. Therefore, by using the indwelling device 10 obtained by this manufacturing method, the risk of the fragment 50 flying into the living body and blocking the lumen of the living body after being indwelled in the living body is reduced.
  • the filling step includes a step of covering the tubular fibrous member 60 with the tubular filling member 110 formed in a tubular shape, a step of inserting the tubular fibrous member 60 covered with the tubular filling member 110 into the tubular heat-shrinkable member 120, and a step of and heating at a temperature equal to or higher than the temperature at which the heat-shrinkable member 120 shrinks in diameter. Since the tubular packing member 110 has less individual variability, this reduces the variability in the configuration of the packing element 40 at axially separated locations.
  • the polymer may be oriented in the circumferential direction.
  • the filling member itself has a contraction effect due to heating, and the filling element 40 is more reliably filled into the voids 32 of the tubular fibrous member 60 .
  • the melting point of the filler element 40 is lower than the melting point of the fiber 31 .
  • the fiber 31 is prevented from being melted by the filling element 40 melted at a high temperature, so that the structure of the stent cover 30 is easily maintained.
  • the filling step may also include a step of applying a solution 130 containing the filling element 40 to the tubular fibrous member 60 and a step of drying the solution 130 .
  • a step of applying a solution 130 containing the filling element 40 to the tubular fibrous member 60 and a step of drying the solution 130 .
  • solubility of the filler element 40 in the solvent of the solution 130 may be higher than the solubility of the fibers 31 in the solvent. As a result, dissolution of the fibers 31 is suppressed, and the structure of the stent cover 30 is easily maintained.
  • the stent cover 30 may be in the form of a fabric formed by intersecting a plurality of weft fibers 31A and a plurality of warp fibers 31B.
  • the ends of the stent cover 30 are circumferentially lined with end cavities 35 bounded on both axial and circumferential sides by fibers 31 .
  • the adjacent region 36 is not provided.
  • the inter-fiber spacing of the weft fibers 31A and the inter-fiber spacing of the warp fibers 31B are not particularly limited, but are preferably 0.01 to 8.0 mm, more preferably 0.1 to 0.95 mm.
  • Other dimensions of the stent cover 30 may be the same as in the previous embodiment.
  • the surface or inside of the stent 20, the stent cover 30 or the filling element 40 may contain a known drug such as an immunosuppressant.

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Abstract

【課題】ステントカバーの端部の空隙に生体内組織などが入り込むことが抑制され、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される生体内留置物およびその製造方法を提供する。 【解決手段】管状のステント（２０）と、空隙（３２）を備えた管状であり、繊維（３１）により形成されたステントカバー（３０）と、ステントカバー（３０）の空隙（３２）の少なくとも一部を充填する充填要素（４０）と、を有する生体内留置物（１０）であって、空隙（３２）は、繊維（３１）によって囲まれた領域であって、全周および全長にわたり、円周方向および軸方向に連続して並んで配置され、ステントカバー（３０）の軸方向の端部に位置して円周方向に並ぶ空隙（３２）を端部空隙（３５）と定義し、充填要素４０は、少なくとも一部の端部空隙（３５）内に充填されている。

Description

生体内留置物およびその製造方法
　本発明は、生体内留置物およびその製造方法に関する。
　血管等の生体管腔における病変部の治療方法として、カテーテルのような治療器具を経皮的に生体管腔に導入し、生体管腔内から病変部を治療する方法が知られている。このような治療方法において、病変部が狭窄病変の場合、狭窄病変をバルーンで拡張し、バルーン拡張後の再狭窄を防ぐ目的で、体内埋込型の医療器具であるステントを留置することが多い。ステントの表面は、再狭窄の原因である血管平滑筋細胞の遊走や増殖を抑制する薬剤を塗布されることが多い。このような薬剤を塗布されたステントは、薬剤溶出ステントとして知られている。
　ステントは、線状の構成要素であるストラットが波状および環状に形成されて、径方向に収縮および拡張することが可能な管状構造を有する。ステントを病変部に留置する際は、術者は、ステントが収縮されて装着されたカテーテルを病変部まで移行（デリバリー）する。ステントが病変部に到達した後に、術者がカテーテルを操作することでステントが拡張し、病変部に留置される。
　留置する病変部にプラークが存在する場合、ステントの拡張によってストラットがプラークに押し付けられると、プラークに亀裂が生じてデブリが生じることがある。その結果、ストラットとストラットの間を通過してデブリが血液中に移行し、場合によっては末梢側の血管にトラップされて末梢血管を閉塞し、末梢組織の壊死を発生させる。
　特許文献１では、ステントに、空隙を有するステントカバーとして繊維を織り込んだ織物や繊維を編み込んだ編物（ニット）を被せた構造の生体内留置物が提案されている。ステントカバーの空隙に相当する繊維に囲まれた領域は、ステントの隙間に相当するストラットに囲まれた領域より小さい。このため、ストラットの押し付けで生じるデブリがステントカバーにトラップされ、デブリの血液中への移行が防止される。また、ステントカバーが空隙を有するため、この生体内留置物の留置後は、ステントカバーの空隙から内皮細胞が浸潤する。このため、ステントカバーに空隙がない場合よりも早期に内皮され、血栓発生のリスクが低減される。
米国特許第１００７０９７６号
　空隙を有するステントカバーとしての織物は、横糸繊維と縦糸繊維が交差して形成され、横糸繊維と縦糸繊維で囲まれる空隙が円周方向と軸方向に連なった構造となっている。通常、任意の空隙を囲む特定の繊維は、交差する繊維からの拘束により、径方向の外側に飛び出ることはない。しかし、織物の軸方向の端部に存在する空隙を囲む繊維は、交差する繊維からの拘束を受けない軸方向に延びる繊維の端部が径方向の外側に広がった場合、径方向の外側に広がってしまう可能性がある。径方向外側に広がった繊維内の空隙に、カテーテルのデリバリー中に生体内組織などが引っ掛かると、織物の破損やステントの脱落を引き起こすリスクがある。
　また、空隙を有するステントカバーとしてのニットは、繊維が交互に折り返されてループを形成しつつ円周方向に連続することで、ループが円周方向に連続する。また、繊維を編み込む際の特定のループと、ループが任意数連続した後の同じ円周方向の位置に形成されるループは、軸方向にずれつつ交差する。このように繊維が連続することで、ニットは円周方向と軸方向にループが連なった螺旋状の構造となっている。このため、ニットの軸方向の端部に存在するループを除き、任意のループは軸方向の両側に隣接するループから拘束を受ける。しかし、軸方向の端部に存在するループは軸方向の片側に隣接するループが存在しないため、ループが径方向外側に広がってしまうことがある。径方向外側に広がったループに、カテーテルのデリバリー中に生体内組織などが引っ掛かると、ニットの破損やステントの脱落を引き起こすリスクがある。
　繊維の形態として、織物よりもニットの方が拡張性および収縮性に優れる。一方、ニットの端部に存在するループの径方向外側に広がるリスクは、織物の軸方向の端部に存在する空隙を囲む繊維が径方向外側に広がるリスクよりも高い。これは、織物の場合、軸方向に延びる繊維の端部が、織物の軸方向の端部に存在する空隙を囲む繊維より端部側に位置しており、織物の軸方向の端部に存在する空隙を囲む繊維自体は交差する繊維の拘束を受けるためである。
　本発明は、上述した課題を解決するためになされたものであり、ステントカバーの端部の空隙に生体内組織などが入り込むことが抑制され、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される生体内留置物およびその製造方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成する生体内留置物は、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステントと、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、空隙を備えた管状であり、繊維により形成されたステントカバーと、前記ステントカバーの空隙の少なくとも一部を充填する充填要素と、を有する生体内留置物であって、前記ステントカバーの空隙は、前記繊維によって囲まれた領域であって、全周および全長にわたり、円周方向および軸方向に連続して並んで配置され、前記ステントカバーの軸方向の端部に位置して円周方向に並ぶ前記空隙を端部空隙と定義し、前記充填要素は、少なくとも一部の前記端部空隙内に充填されていることを特徴とする。
　上記のように構成した生体内留置物は、ステントカバーの軸方向の端部の少なくとも一部の端部空隙内に充填要素が充填されているため、ステントカバーの軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制されるとともに、端部空隙に生体内組織などが入り込むことが抑制され、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される。
　前記ステントカバーは、軸方向の先端および基端の間に位置する中央部に、前記空隙内に前記充填要素が充填されていない領域を有してもよい。これにより、ステントを生体内に留置後に、ステントカバーの中央部の空隙から内皮細胞が浸潤するため、生体内留置物が早期に内皮で覆われ、血栓の発生が抑制される。
　前記ステントカバーは、ニット形態であってもよい。これにより、ステントカバーは、軸方向の端部で径方向外側に広がりやすくすることなく、また空隙での生体内組織の引っ掛かりを発生しやすくすることなく、優れた拡張性および収縮性が発揮される。
　円周方向に隣接する前記端部空隙の間の領域である隣接領域の少なくとも一部が、前記充填要素で充填されていてもよい。これにより、軸方向の端部に設けられて円周方向に隣接するループ同士が、隣接領域に充填される充填要素によって連結されるため、ループが径方向外側に広がりにくくなる。このため、ステントカバーの軸方向の端部に位置する端部空隙への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバーの破損、およびステントの脱落のリスクが低減される。
　全ての前記隣接領域が前記充填要素で充填されていてもよい。これにより、ステントカバーの軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが効果的に抑制されるとともに、ステントカバーの軸方向の端部に位置する端部空隙に生体内組織などが入り込むことが効果的に抑制され、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される。
　前記ステントカバーの軸方向の端部に位置してループを形成する繊維と、当該繊維と軸方向に並んで交差する繊維との間の領域である交差領域が、前記充填要素で充填されていてもよい。これにより、軸方向の端部に位置するループが、軸方向に並ぶ繊維から抜けるようにほつれることを、交差領域に充填される充填要素によって抑制できる。このため、ループが径方向外側に広がりにくくなる。したがって、ステントカバーの軸方向の端部に位置する端部空隙への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバーの破損、およびステントの脱落のリスクが低減される。
　前記充填要素は、すべての前記端部空隙内に充填されていてもよい。これにより、ステントカバーの軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが効果的に抑制されるとともに、端部空隙に生体内組織などが入り込むことが効果的に抑制され、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される。
　前記端部空隙に充填される前記充填要素は、当該端部空隙と円周方向に隣接する他の空隙に充填される充填要素と、前記繊維より径方向外側および／または径方向内側の領域を介して連続してもよい。これにより、円周方向に隣接する充填要素同士が連続して形成されるため、ステントカバーの軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制される。このため、端部空隙への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクがさらに低減される。
　前記ステントカバーは、前記ステントの軸方向の長さの範囲内にあってもよい。これにより、ステントカバーの軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制される。このため、端部空隙への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバーの破損やステントの脱落のリスクが低減される。
　前記充填要素が破断する際の径は、前記ステントカバーが破断する際の径より大きくてもよい。ステントカバーが破損する前に充填要素が破損すると、充填要素に分散していた応力がステントカバーにかかるため、充填要素が破損した位置にあるステントカバーは、充填要素が残存する位置にあるステントカバーより破損しやすくなる。このため、ステントカバーの破損が、充填要素の破損後に直ちに起こり得る。充填要素が破損した後にステントカバーが破損すると、ステントカバーに過度の変形を生じる。これに対し、充填要素が破断する際の径が、ステントカバーが破断する際の径より大きければ、ステントカバーの破損は充填要素の破損よりも前に起こる。このため、ステントカバーの破損時でも充填剤が残存するために、ステントカバーの過度の変形が防止される。
　前記充填要素の破断伸びは、３００％以上であってもよい。典型的な冠動脈ステント留置術においては、留置前のステント径は１～２ｍｍ、留置後のステント径は３～４ｍｍである。このため、充填要素の破断伸びが３００％以上あれば、典型的な冠動脈ステント留置術において、本発明に係る生体内留置物は、ステントカバーを過度に変形させることなく適用される。
　前記充填要素が充填される前記ステントカバーの端部は、収縮状態において、軸に垂直な断面上で径方向に重なる部分を有してもよい。これにより、充填要素の破断伸びが小さくても、ステントカバーの端部の拡張径を大きく確保できる。このため、ステントカバーの端部が拡張時に破断することが防止される。
　前記ステントカバーは、生分解性材料により形成されてもよい。これにより、生体内留置物を生体内に留置後、ステントカバーが分解して消失することで、ステントカバーを起点に異物反応が起きるリスクが低減される。
　上記目的を達成する生体内留置物の製造方法は、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステントおよび、空隙を有するように繊維が交差し、管状に形成された管状繊維部材を準備する準備工程と、前記準備工程後に芯金部材を前記管状繊維部材に挿入する挿入工程と、前記挿入工程後に前記管状繊維部材の軸方向に離れた複数の位置で、前記管状繊維部材の空隙に充填要素を充填する充填工程と、前記充填工程後に前記充填要素が充填された空隙を有する前記管状繊維部材の軸方向の位置で前記管状繊維部材を切断する切断工程と、前記切断工程後に得られた前記管状繊維部材および前記充填要素により形成される管状複合部材を前記ステントの外周に取り付ける取付工程と、前記充填工程後であって前記取付工程前のいずれかの段階で、前記管状繊維部材または前記管状複合部材から前記芯金部材を抜去する抜去工程と、を有することを特徴とする。
　上記のように構成した生体内留置物の製造方法は、ステントカバーの軸方向の端部の少なくとも一部の空隙内に充填要素が充填された生体内留置物を効果的に製造できる。また、本製造方法は、充填要素が充填されていない管状繊維部材を切断してステントカバーを得る方法に比べて、切断部位での繊維のフラグメントの発生が防止される。したがって、本製造方法で得られる生体内留置物を使用することで、生体内留置後にフラグメントが生体内に飛ばされて生体管腔を閉塞するリスクが低減される。
　前記充填工程は、前記管状繊維部材に管状に成形された管状充填部材を被せる工程と、管状熱収縮部材に前記管状充填部材を被せられた前記管状繊維部材を挿入する工程と、前記管状熱収縮部材が縮径する温度以上の温度で加熱する工程と、を有してもよい。管状充填部材は個体間のバラつきが少ないため、これにより、軸方向に離れた位置での充填要素の形態のバラつきが減少する。
　前記管状充填部材は、高分子が円周方向に配向してもよい。これにより、充填部材自体に加熱による収縮効果が生じ、より確実に充填要素が管状繊維部材の空隙に充填される。
　前記充填要素の融点が前記繊維の融点より低くてもよい。これにより、高温となって融解した充填要素により、繊維が融解することが防止されるため、ステントカバーの構造が維持されやすい。
　前記充填工程は、前記充填要素を含む溶液を前記管状繊維部材に塗布する工程と、前記溶液を乾燥させる工程と、を有してもよい。これにより、充填要素の融点まで加熱する必要がないため、管状繊維部材に対する熱負荷が抑制される。
　前記溶液の溶媒への前記充填要素の溶解性が、当該溶媒への前記繊維の溶解性より高くてもよい。これにより、繊維が溶解することが抑制されるため、ステントカバーの構造が維持されやすい。
実施形態に係る生体内留置物およびバルーンカテーテルを示す平面図である。 生体内留置物を示す平面図である。 ステントを示す平面図である。 ステントカバーの一部を示す平面図である。 ステントカバーの一部を示す平面図である。 図４のＡ－Ａ線に沿う断面図である。 生体内留置物の第１製造方法を説明する図であり、（Ａ）は管状繊維部材に保護チューブおよび芯金部材を挿入した状態、（Ｂ）は管状繊維部材に管状充填部材を被せた状態、（Ｃ）は管状繊維部材に管状熱収縮部材を被せた状態、（Ｄ）は管状熱収縮部材および管状充填部材を加熱している状態、（Ｅ）は管状繊維部材から管状熱収縮部材および芯金部材を除去した状態、（Ｆ）は管状繊維部材および管状充填部材を切断している状態、（Ｇ）は保護チューブを除去して完成したステントカバーおよび充填要素を示す。 生体内留置物の第２製造方法を説明する図であり、（Ａ）は管状繊維部材に保護チューブおよび芯金部材を挿入した状態、（Ｂ）は管状繊維部材に溶液を塗布した状態、（Ｃ）は溶液の溶媒を揮発させた状態、（Ｄ）は管状繊維部材から芯金部材を除去した状態、（Ｅ）は管状熱収縮部材および管状充填部材を切断している状態、（Ｇ）は保護チューブを除去して完成したステントカバーおよび充填要素を示す。 収縮状態にある生体内留置物およびバルーンカテーテルの図１のＢ－Ｂ線に沿う断面図である。 生体内留置物の他の例の一部を示す平面図である。
　以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を説明する。なお、図面の寸法比率は、説明の都合上、誇張されて実際の比率とは異なる場合がある。
　本実施形態に係る生体内留置物１０は、血管、胆管、気管、食道、尿道、またはその他の生体管腔内に生じた狭窄部や閉塞部などの病変を治療するために用いられる。生体内留置物１０は、公知のカテーテルに搭載されて使用される。一例として、生体内留置物１０は、図１に示すように、バルーンカテーテル１のバルーン２の外周面に載置されて、生体管腔に挿入される。
　バルーンカテーテル１は、長尺なシャフト３の先端部に、シャフト３の内部を通して供給される流体によって拡張可能なバルーン２を有している。生体内留置物１０は、収縮した状態のバルーン２の外周面に載置される。バルーン２は、病変にて拡張することで、生体内留置物１０とともに病変を押し広げる。この後、バルーン２が収縮すると、生体内留置物１０は拡張した状態でバルーン２から離れ、病変の開通状態を維持する。
　生体内留置物１０は、図２に示すように、ステント２０と、ステント２０を覆うステントカバー３０と、ステントカバー３０に形成される空隙３２の少なくとも一部を充填する充填要素４０と、少なくとも１つのフラグメント５０とを有している。
　ステント２０は、図３に示すように、バルーン２の拡張力によって拡張する、いわゆるバルーン拡張型のステント２０である。ステント２０は、収縮状態のバルーン２の外周面に載置される。ステント２０は、線状のストラット２１により、全体として円管状に形成されている。ストラット２１は、バルーン２の軸方向に並ぶ複数の環状体２２と、軸方向に隣接する環状体２２同士を接続する接続要素２３により構成されている。なお、ステント２０の形態は、これに限定されない。また、ステント２０は超弾性合金の復元力によって拡張する、いわゆる自己拡張型のステント２０であってもよい。
　各々の環状体２２は、複数の線状要素２４を折り返しつつ円周方向に連続して配置して形成されている。軸方向に隣接する環状体２２同士は、接続要素２３によって一体的に連結されている。隣接する環状体２２同士は、軸方向と交差する円周方向に沿った周上の少なくとも１か所で、接続要素２３により接続される。
　線状要素２４および接続要素２３の線材の幅は、特に限定されないが、例えば３０～５００μｍである。線状要素２４および接続要素２３の線材の長さは、特に限定されないが、例えば０．２～２０ｍｍである。線状要素２４および接続要素２３の線材の厚さは、特に限定されないが、例えば３０～５００μｍである。拡張時のステント２０の外径は、拡張時のステントカバー３０の内径と略同一であるが、これより大きくても小さくてもよい。拡張時のステント２０の軸方向の長さは、拡張時のステントカバー３０の軸方向の長さと略同一であるが、これより長くても短くてもよい。
　ステント２０は、径方向に収縮された状態で、収縮されたバルーン２の外表面に配置される。バルーン２が拡張すると、円周方向に隣接する線状要素２４の成す角度が広がり、ステント２０は径方向へ拡張する。
　ステント２０の構成材料は、公知の材料を適用でき、例えばステンレス、コバルトクロム合金、ニッケルチタン合金などの金属材料、ポリ乳酸、ポリカプロラクトンなどの高分子材料、等を適用できる。
　ステントカバー３０は、図２、４～６に示すように、柔軟な繊維３１により管状に編まれたニットの形態で形成される。ステントカバー３０は、ステント２０を覆うように、複数の空隙３２を有して管状に形成される。ステントカバー３０は、軸方向の先端および基端の間に、中央部３３を有している。ステントカバー３０において、柔軟な繊維３１は交互に折り返されて複数のループ３４を形成する。ループ３４は、軸方向の一端側の折り返し部から他端側の折り返し部を介して一端側の他の折り返し部に至るまでの長さで区分された繊維３１と定義される。なお、一端側の向きと他端側の向きは固定されているものではなく、その都度設定されてよい。空隙３２は、ループ３４の内側の領域と定義される。複数のループ３４は、円周方向に連続して配置され、螺旋状に並ぶ。元のループ３４と、ループ３４が任意数連続した後の同じ円周方向の位置に形成されるループ３４は、軸方向にずれつつ交差する。このように繊維３１が連続することで、ニットは円周方向と軸方向にループ３４が連なった管状の構造となる。円周方向に連続する複数のループ３４は、３６０度毎に異なる列３８を形成する。
　ステントカバー３０は、図５に示すように、軸方向の各々の端部に、複数の端部空隙３５と、複数の隣接領域３６と、複数の交差領域３７とを有する。端部空隙３５は、軸方向の端部に位置し、端部へ向かって凸状であるループ３４により形成される空隙３２であり、中央部３３側の折り返し部３４Ｂから端部側の折り返し部３４Ａを介して中央部３３側の他の折り返し部３４Ｂに至るループ３４の内側の領域である。
　隣接領域３６は、円周方向に隣接する２つの端部空隙３５の間に位置する空隙３２である。すなわち、隣接領域３６は、端部側の折り返し部３４Ａから中央部３３側の折り返し部３４Ｂを介して端部側の他の折り返し部３４Ａに至るまでの長さで区分される中央部３３側へ向かって凸状であるループ３４の内側の領域である。ステントカバー３０の各々の端部において、端部空隙３５および隣接領域３６は、円周方向へ交互に配置される。
　交差領域３７は、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置してループ３４を形成する繊維３１と、当該繊維３１の中央部３３側に並んで交差する繊維３１とに囲まれる領域であり、隣接領域３６の一部でもある。
　繊維径は、特に限定されないが、例えば０．００７～０．１ｍｍであり、好ましくは０．０１～０．０３ｍｍである。拡張時のステントカバー３０の外径は、特に限定されないが、例えば１．００～５０．００ｍｍであり、好ましくは２．２５～４．００ｍｍである。ステントカバー３０の軸方向の長さは、特に限定されないが、例えば５～２５０ｍｍであり、好ましくは１２～３８ｍｍである。
　拡張時の軸方向に並ぶ列３８の間隔、すなわち円周方向へ延びる繊維３１が１周する毎に軸方向へずれる長さであるウェール幅Ｗは、特に限定されないが、例えば０．０１５～８．０ｍｍであり、好ましくは０．１５～０．９５ｍｍである。拡張時の円周方向に並ぶループ３４の間隔であるコース幅Ｃは、特に限定されないが、例えば０．０１～５．０ｍｍであり、好ましくは０．１～０．６ｍｍである。
　ステントカバー３０を形成する繊維３１の構成材料は、特に限定されないが、生分解性材料や非生分解性材料を適用できる。生分解性材料は、例えばポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリジオキサノン（ＰＤＯ）、トリメチレンカーボネート（ＰＴＭＣ）、またはそれらの共重合体（二元共重合体、三元共重合体、四元共重合体）として、グリコール酸－乳酸共重合体（ＰＧＡ－ＬＡ）、グリコール酸－カプロラクトン共重合体（ＰＧＡ－ＣＬ）、等である。これらの中でも、特に、ポリグリコール酸、グリコール酸－乳酸共重合体またはグリコール酸－カプロラクトン共重合体が好ましく、ポリグリコール酸がより好ましい。なお、ポリグリコール酸の破断伸びは、約４０％である。非生分解性材料は、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリオレフィン（ＰＯ）、酸化アクリル、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエチレンコビニルアセテート（ＰＥＶＡ）、ポリエチレンエラストマー、ポリエチレンオキシドポリブチレンテレフタレート共重合体（ＰＥＯ－ＰＢＴ）、ポリエチレンオキシドポリ乳酸共重合体（ＰＥＯ－ＰＬＡ）、ポリブチルメタクリレート（ＰＢＭＡ）、ポリウレタン（ＰＵ）、シリコン－ポリカーボネートウレタン共重合体（ＳＰＣＵ）、医療グレードのポリカーボネートウレタン（ＰＣＵ）、ポリアミド（ＰＡ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリアクリル酸（ＰＡＡ）、ポリメタクリル酸（ＰＭＡ）、マレイン酸、ヘロン酸、タコン酸の１つ以上を含むカルボン酸部分および／またはこれらのモノマー、熱可塑性ポリマー、熱硬化性ポリマー、ポリオレフィンエラストマー、ポリエステル、ポリウレタン、ポリフルオロポリマー、および／またはポリアミドの組み合わせおよび／またはエステル、等である。
　フラグメント５０は、生体内留置物１０の軸方向の各々の端部に配置される、繊維３１から切断されて切り離された小片である。フラグメント５０は、管状に編まれた長い管状繊維部材６０（図７を参照）から、軸方向に所定の長さを有するステントカバー３０を切り出す際に、ループ３４が切断されることで形成される。フラグメント５０は、端部空隙３５を形成するループ３４に引っ掛かっているが、引っ掛かっていなくてもよい。なお、生体内留置物１０は、フラグメント５０を有さなくてもよい。
　充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の少なくとも一方の端部の、１つまたは複数の端部空隙３５に充填される。本実施形態において、充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の両端部に位置する全ての端部空隙３５に充填される。充填要素４０は、各々の端部空隙３５の一部のみを満たしてもよく、各々の端部空隙３５の全体を満たしてもよい。例えば、ステントカバー３０の径方向の外側から見た展開図において、１つの端部空隙３５の面積の１０％程度の領域が、充填要素４０により満たされてもよい。
　充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の各々の端部に位置する列３８の端部空隙３５のみに充填されてもよいが、端部から中央部３３側へ複数の列３８にわたる空隙３２に充填されてもよい。このように充填要素４０が充填されると、端部のループ３４の径方向外側の広がりに伴って、これより中央部３３側の列３８のループ３４も径方向外側に広がるような場合に、端部より中央部３３側の空隙３２に生体内組織などが入り込むことが抑制され、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクが低減される。
　充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の一方または両方の端部の、１つまたは複数の隣接領域３６に充填される。充填要素４０は、各々の隣接領域３６の一部のみを満たしてもよく、各々の隣接領域３６の全体を満たしてもよい。例えば、ステントカバー３０の径方向の外側から見た展開図において、１つの隣接領域３６の面積の１０％程度の領域が、充填要素４０により満たされてもよい。
　充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の一方または両方の端部の、１つまたは複数の交差領域３７に充填される。充填要素４０は、各々の交差領域３７の一部のみを満たしてもよく、各々の交差領域３７の全体を満たしてもよい。例えば、ステントカバー３０の径方向の外側から見た展開図において、１つの交差領域３７の面積の１０％程度の領域が、充填要素４０により満たされてもよい。
　本実施形態において、充填要素４０は、ステントカバー３０の軸方向の両端部から中央部３３側へ所定の長さの範囲内に位置する全ての空隙３２に充填されている。そして、ステントカバー３０は、中央部３３に、充填要素４０が充填されない空隙３２を有している。
　端部空隙３５に充填される充填要素４０は、図６に示すように、当該端部空隙３５と隣接する他の空隙３２（本実施形態では隣接領域３６）に充填される充填要素４０と、繊維３１より径方向外側および／または径方向内側の領域を介して連続している。なお、端部空隙３５に充填される充填要素４０は、当該端部空隙３５と隣接する他の空隙３２に充填される充填要素４０と、繊維３１より径方向外側および／または径方向内側の領域を介して連続していなくてもよい。端部空隙３５に充填された充填要素４０の厚みは、繊維３１の径以上でもよく、繊維３１の径以下でもよい。空隙３２に充填された充填要素４０の外表面ら繊維３１までの最短距離ｔ１は、繊維径以下であることが好ましい。最短距離ｔ１が小さいほど、生体内留置物１０の外径の増加が抑制されるため、生体内留置物１０の末梢到達性が向上する。最短距離ｔ１は、好ましくは０～０．５ｍｍであり、より好ましくは０～０．０３ｍｍである。
　空隙３２に充填された充填要素４０の内表面ら繊維３１までの最短距離ｔ２は、繊維径以下であることが好ましい。最短距離ｔ２が小さいほど、生体内留置物１０の内部の内腔面積が増加するため、生体内留置物１０より末梢への血流供給量が向上する。最短距離ｔ２は、好ましくは０～０．５ｍｍであり、より好ましくは０～０．０３ｍｍである。
　本実施形態において、充填要素４０内にフラグメント５０が含まれ、固定されているが、充填要素４０内に含まれなくてもよい。フラグメント５０は、ステントカバー３０の端部を変形しにくくする効果を有する。また、充填要素４０内には、フラグメント５０の代わりに、またはフラグメント５０に追加して他の補強要素が含まれてもよい。
　充填要素４０の構成材料は、特に限定されないが、生分解性材料や非生分解性材料を適用できる。生分解性材料は、例えばポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリジオキサノン（ＰＤＯ）、トリメチレンカーボネート（ＰＴＭＣ）、またはそれらの共重合体（二元共重合体、三元共重合体、四元共重合体）として、乳酸－カプロラクトン共重合体（ＰＬＡ－ＣＬ）、等を適用できる。これらの中でも、特に、ポリカプロラクトンや乳酸－カプロラクトン共重合体が好ましく、：乳酸カプロラクトン共重合体の１つであるＰＤＬＬＡ－ＣＬがより好ましい。なお、ＰＤＬＬＡ－ＣＬの破断伸びは、約１０００％である。なお、上述した生分解材料において最も破断伸びが大きい材料はポリカプロラクトンであり、破断伸びは１５００％である。
　非生分解性材料は、例えばポリオレフィン（ＰＯ）、酸化アクリル、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエチレンコビニルアセテート（ＰＥＶＡ）、ポリエチレンエラストマー、ポリエチレンオキシドポリブチレンテレフタレート共重合体（ＰＥＯ－ＰＢＴ）、ポリエチレンオキシドポリ乳酸共重合体（ＰＥＯ－ＰＬＡ）、ポリブチルメタクリレート（ＰＢＭＡ）、ポリウレタン（ＰＵ）、シリコン－ポリカーボネートウレタン共重合体（ＳＰＣＵ）、医療グレードのポリカーボネートウレタン（ＰＣＵ）、ポリアミド（ＰＡ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリアクリル酸（ＰＡＡ）、ポリメタクリル酸（ＰＭＡ）、マレイン酸、ヘロン酸、タコン酸の１つ以上を含むカルボン酸部分および／またはこれらのモノマー、熱可塑性ポリマー、熱硬化性ポリマー、ポリオレフィンエラストマー、ポリエステル、ポリウレタン、ポリフルオロポリマー、および／またはポリアミド（ＰＡ）の組み合わせおよび／またはエステル、等を適用できる。
　充填要素４０の材料は、例えば、融解させた状態でステントカバー３０に配置された後に冷やして硬化させる場合と、溶媒に溶かした状態でステントカバー３０に配置された後に溶媒を乾燥させて硬化させる場合とがあり得る。したがって、充填要素４０の材料は、融解される場合には、ステントカバー３０が融解されないように、ステントカバー３０の材料よりも低融点の材料であることが好ましい。また、充填要素４０は、特定の溶媒に溶かされる場合には、ステントカバー３０の材料は、その溶媒に溶けない、または溶けにくいことが好ましい。
　充填要素４０の材料は、生分解性であることが好ましく、かつステントカバー３０の材料よりも伸び性に優れることが好ましい。
　端部空隙３５に充填要素４０が充填されたステントカバー３０とステント２０は、接着、融着または糸で結ぶなどの公知の技術で、全体あるいは一部が固定されてもよい。ステントカバー３０とステント２０が固定されることで、デリバリー中にステントカバー３０がステント２０から脱落するリスクが減少する。
　次に、本実施形態に係る生体内留置物１０の作用を説明する。
　生体内留置物１０は、ステントカバー３０の軸方向の両端部の端部空隙３５、隣接領域３６および交差領域３７に、充填要素４０が充填されている。これにより、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への広がりや、繊維３１のほつれなどの発生が抑制される。このため、バルーンカテーテル１のデリバリー中に端部空隙３５に生体内組織などが引っ掛かることが抑制されるため、ステントカバー３０の破損や、ステント２０の脱落が抑制される。また、ステントカバー３０の広がり、繊維３１のほつれや破損等が抑制されることで、治療効果が低減されずに高く維持され、かつ血流が乱されることによるステント血栓症の発生が抑制される。
　＜第１製造方法＞
　次に、図７を参照して、生体内留置物１０の第１製造方法を説明する。この方法において、充填要素４０の材料は、融解させた状態でステントカバー３０の空隙３２に充填される。
　まず、管状のステント２０および、空隙３２を有するように繊維３１をニット状に編んで管状に形成した管状繊維部材６０を準備する（準備工程）。次に、図７（Ａ）に示すように、例えばＰＴＦＥ製の保護チューブ１０１を被せたステンレス製の芯金部材１００を、管状繊維部材６０の内腔に挿入する（挿入工程）。保護チューブ１０１は、ＰＴＦＥ製であるため、溶融した材料が芯金部材１００に固着することを防止する。なお、保護チューブ１０１の材料は、溶融した材料が固着しにくい材料であれば、ＰＴＦＥに限定されない。また、保護チューブ１０１は、設けられなくてもよい。また、芯金部材１００の材料は、ステンレスに限定されない。管状繊維部材６０の軸方向の長さは、複数のステントカバー３０を切り出すことが可能な長さで設定される。
　次に、図７（Ｂ）に示すように、管状繊維部材６０の軸方向に離れた複数の位置に、充填要素４０の材料により管状に成形された管状充填部材１１０を被せる。管状充填部材１１０の内径は、管状繊維部材６０の外径と略等しい。管状充填部材１１０の軸方向の長さは、最終的に形成する充填要素４０の軸方向の長さの約２倍である。
　次に、図７（Ｃ）に示すように、管状繊維部材６０および管状充填部材１１０の外側に、管状熱収縮部材１２０を被せる。管状熱収縮部材１２０は、加熱することで縮径する、いわゆる熱収縮チューブである。
　管状熱収縮部材１２０の構成材料は、理想的には充填要素の融点から、ステントカバー３０が変形しない温度の範囲で、収縮能を発揮する材料であることが好ましい。管状熱収縮部材１２０の構成材料は、例えばポリオレフィン（ＰＯ）、フルオロポリマー（フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）など）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、クロロプレンゴム、またはシリコーンエラストマー等であり、好ましくはポリオレフィンである。
　次に、図７（Ｄ）に示すように、オーブン等の公知の加熱手段により、管状繊維部材６０、管状充填部材１１０および管状熱収縮部材１２０を加熱する。このとき、管状繊維部材６０、管状充填部材１１０および管状熱収縮部材１２０を、軸方向および円周方向において偏りなく均一に加熱することが好ましい。加熱温度は、管状繊維部材６０を構成する繊維３１の融点以下であり、管状熱収縮部材１２０の収縮温度以上であり、管状充填部材１１０の融点以上である。これにより、加熱によって繊維３１は融解せず、管状熱収縮部材１２０は縮径し、管状充填部材１１０は融解する。したがって、融解した管状充填部材１１０は、縮径する管状熱収縮部材１２０により押圧されて、管状繊維部材６０の繊維３１の空隙３２に充填される（充填工程）。このとき、保護チューブ１０１は、溶解した管状充填部材１１０が、芯金部材１００に固着することを防止する。管状充填部材１１０は、予めブロー成型などにより円周方向に配向されてもよい。これにより、管状充填部材１１０は、管状熱収縮部材１２０により押されて縮径するだけでなく、自己の縮径効果によっても縮径するため、より均一に縮径できる。このため、管状充填部材１１０は、均一に縮径して管状繊維部材６０に密着して融解し、管状繊維部材６０の空隙３２に良好に充填される。
　次に、図７（Ｅ）に示すように、管状繊維部材６０および管状熱収縮部材１２０を冷却させる。これにより、管状充填部材１１０は硬化し、充填要素４０を形成する。この後、管状熱収縮部材１２０を除去し、芯金部材１００を管状繊維部材６０から抜去する（抜去工程）。このとき、管状繊維部材６０と芯金部材１００の間に保護チューブ１０１が設けられているため、管状繊維部材６０から芯金部材１００を引き抜くことが容易である。
　次に、図７（Ｆ）に示すように、充填要素４０が充填された空隙３２を有する管状繊維部材６０の軸方向の位置で、管状繊維部材６０を保護チューブ１０１とともに切断する（切断工程）。切断する位置は、各々の充填要素４０の軸方向の略中央である。これにより、切断部位の両側が、異なるステントカバー３０の、空隙３２に充填要素４０が充填された軸方向の端部を形成する。なお、前述の芯金部材１００を管状繊維部材６０から抜去する工程は、管状繊維部材６０および充填要素４０を切断した後に行われてもよい。この場合、管状繊維部材６０および充填要素４０は、芯金部材１００とともに切断される。
　次に、図７（Ｇ）に示すように、切断された管状繊維部材６０および充填要素４０から形成された管状複合部材７０から、保護チューブ１０１を取り除く。なお、保護チューブ１０１は、抜去工程において、芯金部材１００とともに、または芯金部材１００の抜去後に管状繊維部材６０から抜去されてもよい。この後、ステント２０の外周に管状複合部材７０を被せて取り付ける（取付工程）。これにより、ステント２０、ステントカバー３０および充填要素４０を有する生体内留置物１０が完成する。本方法は、管状繊維部材６０の空隙３２に充填要素４０を充填した後に、充填要素４０を充填させた部位を切断するため、繊維３１のほつれが防止されるとともに、切断されて形成されるフラグメント５０が、充填要素４０内に保持されて脱落しない。このため、フラグメント５０が生体管腔の抹消へ飛散することによる末梢側の管腔を閉塞するリスクが抑制される。
　なお、管状繊維部材６０を切断してステントカバー３０を形成した後に、管状充填部材１１０をステントカバー３０の軸方向の端部に配置して、管状熱収縮部材１２０により端部空隙３５に充填要素４０が充填されてもよい。
　実施例１として、上述の第１製造方法により、生体内留置物１０を製造した。
　準備した管状繊維部材６０の外径は４．０ｍｍ、管状繊維部材６０の軸方向の長さは５００ｍｍ程度であった。管状繊維部材６０の材料はＰＥＴ、充填要素４０の材料はＬＣＬ５０５０であった。なお、ＬＣＬ５０５０は、ＰＥＴよりも伸び性に優れ、低融点のポリマーである。
　次に、ＰＴＦＥ製の保護チューブ１０１を被せたステンレス製の芯金部材１００を、管状繊維部材６０の内腔に挿入した。次に、管状繊維部材６０に複数の管状充填部材１１０を被せ、さらに管状熱収縮部材１２０を被せた。この後、オーブンを用いてこれを加熱した。加熱温度は、約１５０℃であった。この後、冷却させた管状繊維部材６０から芯金部材１００を抜去し、管状繊維部材６０の充填要素４０が充填された部位を、保護チューブ１０１とともに切断した。この後、切断された管状繊維部材６０から保護チューブ１０１を取り除き、ステントカバー３０およびステントカバー３０の空隙３２に充填された充填要素４０を有する管状複合部材７０を得た。得られた管状複合部材７０のステントカバー３０の外径は、２．７ｍｍであった。続いて、準備した外径２．０ｍｍ、４．５ｍｍ以上に拡張可能なステント２０の外周に管状複合部材７０を被せて、生体内留置物１０を得た。
　得られた実施例１に係る生体内留置物１０を４．２ｍｍ以上に拡張可能なバルーン２の外周に配置し、バルーン２の外径が４．０ｍｍになるまで拡張させた。これにより、ステントカバー３０の外径は、４．２ｍｍに拡張した。この後、バルーン２を収縮させて、生体内留置物１０から抜去した。これにより、ステントカバー３０の外径は、４．１ｍｍとなった。拡張に際して、充填要素４０の破断や、繊維３１のほつれや、フラグメント５０の脱落は確認されなかった。
　＜第２製造方法＞
　次に、図８を参照して、生体内留置物１０の第２製造方法を説明する。この方法において、充填要素４０の材料は、溶媒に溶解された状態でステントカバー３０の空隙３２に充填される。
　まず、管状のステント２０および、空隙３２を有するように繊維３１をニット状に編んで管状に形成した管状繊維部材６０を準備する（準備工程）。次に、図８（Ａ）に示すように、保護チューブ１０１を被せた芯金部材１００を、管状繊維部材６０の内腔に挿入する（挿入工程）。なお、準備工程および挿入工程は、上述の第１製造方法と同様である。
　次に、図８（Ｂ）に示すように、管状繊維部材６０の軸方向に離れた複数の位置に、充填要素４０の材料を溶媒に溶かした溶液１３０を含侵させる。目的の位置に溶液１３０を供給する方法は、例えばチューブ１３１を用いたディスペンスコートや、溶液１３０を噴霧するスプレーコートや、所定の長さに切断された管状繊維部材６０の軸方向の端部のみを溶液１３０に浸漬させるディッピングコートが挙げられる。スプレーコートにおいては、充填要素４０を形成しない範囲の管状繊維部材６０にマスキングを施すことが好ましい。溶媒としては、ステントカバー３０（管状繊維部材６０）の材料に影響しないものが選定される。管状繊維部材６０の溶液１３０が含侵される各々の範囲の軸方向の長さは、最終的に形成する充填要素４０の軸方向の長さの約２倍である。保護チューブ１０１は、溶液１３０が、芯金部材１００に付着することを防止する。
　溶媒は、充填要素４０が可溶であれば特に限定されない。溶媒は、エタノール、アセトン、テトラヒドロフラン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシド、クロロホルム、ジクロロメタン、ヘキサン、またはエーテル、等を適用でき、好ましくはアセトンまたはクロロホルムである。
　次に、加熱や減圧により、管状繊維部材６０に含侵させた溶液１３０に含まれる溶媒を揮発させる。これにより、図８（Ｃ）に示すように、管状繊維部材６０の繊維３１の空隙３２に充填要素４０が充填される（充填工程）。
　次に、図８（Ｄ）に示すように、芯金部材１００を、管状繊維部材６０から抜去する（抜去工程）。このとき、管状繊維部材６０と芯金部材１００の間に保護チューブ１０１が設けられているため、管状繊維部材６０から芯金部材１００を引き抜くことが容易である。
　次に、図８（Ｅ）に示すように、充填要素４０が充填された空隙３２を有する管状繊維部材６０の軸方向の位置で、管状繊維部材６０を保護チューブ１０１とともに切断する（切断工程）。切断する位置は、各々の充填要素４０が充填された範囲の軸方向の略中央である。
　次に、図８（Ｆ）に示すように、切断された管状繊維部材６０および充填要素４０から形成された管状複合部材７０から、保護チューブ１０１を取り除く。なお、保護チューブ１０１は、抜去工程において、芯金部材１００とともに、または芯金部材１００の抜去後に管状繊維部材６０から抜去されてもよい。この後、ステント２０の外周に管状複合部材７０を被せて取り付ける（取付工程）。これにより、ステント２０、ステントカバー３０および充填要素４０を有する生体内留置物１０が完成する。なお、切断工程以降の工程は、上述の第１製造方法と同様である。
　実施例２として、上述の第２製造方法により、生体内留置物１０を製造した。
　準備した管状繊維部材６０の外径は４．０ｍｍ、管状繊維部材６０の軸方向の長さは５００ｍｍ程度であった。管状繊維部材６０の材料はＰＧＡ、充填要素４０の材料はＤＬＣＬ９０１０であった。溶媒はアセトンであった。なお、ＤＬＣＬ９０１０は、ＰＧＡよりも伸び性に優れ、アセトンに溶けやすいポリマーである。
　次に、ＰＴＦＥ製の保護チューブ１０１を被せたステンレス製の芯金部材１００を、管状繊維部材６０の内腔に挿入した。次に、溶媒であるアセトンに充填要素４０の材料であるＤＬＣＬ９０１０を溶かした溶液１３０を作成し、ディスペンスコートにより、管状繊維部材６０の軸方向の複数の位置に含侵させた。この後、これを減圧下で加熱して、溶媒を揮発させた。加熱温度は、約６０℃であった。この後、冷却させた管状繊維部材６０から芯金部材１００を抜去し、管状繊維部材６０の充填要素４０が充填された部位を、保護チューブ１０１とともに切断した。この後、切断された管状繊維部材６０から保護チューブ１０１を取り除き、ステントカバー３０およびステントカバー３０の空隙３２に充填された充填要素４０を有する管状複合部材７０を得た。得られた管状複合部材７０のステントカバー３０の外径は、２．３ｍｍであった。続いて、準備した外径２．０ｍｍ、４．５ｍｍ以上に拡張可能なステント２０の外周に管状複合部材７０を被せた生体内留置物１０を、公知のクリンプ機によりバルーン２の外表面にクリンプした。クリンプ後のステントカバー３０の外径は、軸方向の端部の充填要素４０が充填された範囲において１．３８ｍｍであり、充填要素４０が充填されていない中央部３３において１．５５ｍｍであった。クリンプにより収縮状態となったステントカバー３０では、ステントカバー３０の軸方向の端部の充填要素４０が充填された範囲において、図９に示すように、径方向外側へ突出する複数の折りたたみ部３９が円周方向に並んで形成された。折りたたみ部３９においては、ステントカバー３０が軸に垂直な断面上で径方向に重なっている。
　得られた実施例２に係る生体内留置物１０を３．７ｍｍ以上に拡張可能なバルーン２の外周に配置し、バルーン２の外径が３．５ｍｍになるまで拡張させた。この後、バルーン２を収縮させて、生体内留置物１０から抜去した。これにより、ステントカバー３０の外径は、３．７ｍｍとなった。拡張に際して、充填要素４０の破断や、繊維３１のほつれや、フラグメント５０の脱落は確認されなかった。
　以上のように、本実施形態に係る生体内留置物１０は、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステント２０と、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、空隙３２を備えた管状であり、繊維３１により形成されたステントカバー３０と、ステントカバー３０の空隙３２の少なくとも一部を充填する充填要素４０と、を有する生体内留置物１０であって、ステントカバー３０の空隙３２は、繊維３１によって囲まれた領域であって、全周および全長にわたり、円周方向および軸方向に連続して並んで配置され、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置して円周方向に並ぶ空隙３２を端部空隙３５と定義し、充填要素４０は、少なくとも一部の端部空隙３５内に充填されている。
　上記のように構成した生体内留置物１０は、ステントカバー３０の軸方向の端部の少なくとも一部の端部空隙３５内に充填要素４０が充填されているため、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制されるとともに、端部空隙３５に生体内組織などが入り込むことが抑制され、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクが低減される。
　また、ステントカバー３０は、軸方向の先端および基端の間に位置する中央部３３に、空隙３２内に充填要素４０が充填されていない領域を有する。これにより、ステント２０を生体内に留置後に、ステントカバー３０の中央部３３の空隙３２から内皮細胞が浸潤するため、生体内留置物１０が早期に内皮で覆われ、血栓の発生が抑制される。
　また、ステントカバー３０は、ニット形態である。これにより、ステントカバー３０は、軸方向の端部で径方向外側に広がりやすくすることなく、また空隙３２での生体内組織の引っ掛かりを発生しやすくすることなく、優れた拡張性および収縮性が発揮される。
　また、円周方向に隣接する端部間隙３５の間の領域である隣接領域３６の少なくとも一部が、充填要素４０で充填されている。これにより、軸方向の端部に設けられて円周方向に隣接するループ３４同士が、隣接領域３６に充填される充填要素４０によって連結されるため、ループ３４が径方向外側に広がりにくくなる。このため、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置する端部空隙３５への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバー３０の破損、およびステント２０の脱落のリスクが低減される。
　また、全ての隣接領域３６が充填要素４０で充填されている。これにより、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが効果的に抑制されるとともに、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置する端部空隙３５に生体内組織などが入り込むことが効果的に抑制され、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクが低減される。
　また、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置してループ３４を形成する繊維３１と、当該繊維３１と軸方向に並んで交差する繊維３１との間の領域である交差領域３７が、充填要素４０で充填されている。これにより、軸方向の端部に位置するループ３４が、軸方向に並ぶ繊維３１から抜けるようにほつれることが、交差領域３７に充填される充填要素４０によって抑制される。このため、ループ３４が径方向外側に広がりにくくなる。したがって、ステントカバー３０の軸方向の端部に位置する端部空隙３５への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバー３０の破損、およびステント２０の脱落のリスクが低減される。
　また、充填要素４０は、すべての端部空隙３５内に充填されている。これにより、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが効果的に抑制されるとともに、端部空隙３５に生体内組織などが入り込むことが効果的に抑制され、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクが低減される。
　また、端部空隙３５に充填される充填要素４０は、当該端部空隙３５と円周方向に隣接する他の空隙３２に充填される充填要素４０と、繊維３１より径方向外側および／または径方向内側の領域を介して連続している。これにより、円周方向に隣接する充填要素４０同士が連続して形成されるため、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制される。このため、端部空隙３５への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクがさらに低減される。
　また、ステントカバー３０は、ステント２０の軸方向の長さの範囲内にある。これにより、ステントカバー３０の軸方向の端部の径方向外側への望ましくない広がりが抑制される。このため、端部空隙３５への生体内組織などの引っ掛かり、ステントカバー３０の破損やステント２０の脱落のリスクが低減される。なお、ステントカバー３０の軸方向の長さは、ステント２０の軸方向の長さと同じであってもよく、ステント２０の軸方向の長さよりも多少長くてもよい。
　また、充填要素４０が破断する際の径は、ステントカバー３０が破断する際の径より大きい。ステントカバー３０が破損する前に充填要素４０が破損すると、充填要素４０に分散していた応力がステントカバー３０にかかるため、充填要素４０が破損した位置にあるステントカバー３０は、充填要素４０が残存する位置にあるステントカバー３０より破損しやすくなる。このため、ステントカバー３０の破損が、充填要素４０の破損後に直ちに起こり得る。充填要素４０が破損した後にステントカバー３０が破損すると、ステントカバー３０に過度の変形が生じる。これに対し、充填要素４０が破断する際の径が、ステントカバー３０が破断する際の径より大きければ、ステントカバー３０の破損は充填要素４０の破損よりも前に起こる。このため、ステントカバー３０の破損時でも充填剤が残存するために、ステントカバー３０の過度の変形が防止される。このため、充填要素４０が破損する径は、ステントカバー３０が破損する径より大きいことが好ましい。充填要素４０は、目的とする拡張径まで破断しないことがより好ましい。
　また、充填要素４０の破断伸びは、３００％以上であることが好ましい。典型的な冠動脈ステント留置術においては、留置前のステントの外径は１～２ｍｍ、留置後のステントの外径は３～４ｍｍである。このため、充填要素４０の破断伸びが３００％以上あれば、典型的な冠動脈ステント留置術において、本発明に係る生体内留置物１０が、ステントカバー３０を過度に変形させることなく適用される。
　また、充填要素４０が充填されるステントカバー３０の端部は、収縮状態において、軸に垂直な断面上で径方向に重なる部分を有する。これにより、充填要素４０の破断伸びが小さくても、ステントカバー３０の端部の拡張径が大きく確保される。このため、ステントカバー３０の端部が拡張時に破断することが防止される。
　また、ステントカバー３０は、生分解性材料により形成されることが好ましい。これにより、生体内留置物１０を生体内に留置後、ステントカバー３０が分解して消失することで、ステントカバー３０を起点に異物反応が起きるリスクが低減される。
　また、本実施形態に係る生体内留置物１０の製造方法は、軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステント２０および、空隙３２を有するように繊維３１が交差し、管状に形成された管状繊維部材６０を準備する準備工程と、準備工程後に芯金部材１００を管状繊維部材６０に挿入する挿入工程と、挿入工程後に管状繊維部材６０の軸方向に離れた複数の位置で、管状繊維部材６０の空隙３２に充填要素４０を充填する充填工程と、充填工程後に充填要素４０が充填された空隙３２を有する管状繊維部材６０の軸方向の位置で管状繊維部材６０を切断する切断工程と、切断工程後に得られた管状繊維部材６０およびに充填要素４０により形成される管状複合部材７０をステント２０の外周に取り付ける取り付け工程と、充填工程後であって取付工程前のいずれかの段階で、管状繊維部材６０または管状複合部材７０から芯金部材１００を抜去する抜去工程と、を有する。
　上記のように構成した生体内留置物１０の製造方法は、ステントカバー３０の軸方向の端部の少なくとも一部の空隙３２内に充填要素４０が充填された生体内留置物１０を効果的に製造できる。本製造方法は、充填要素が充填されていない管状繊維部材６０を切断してステントカバー３０を得る方法に比べて、切断部位での繊維３１のフラグメント５０の発生が防止される。したがって、本製造方法で得られる生体内留置物１０を使用することで、生体内留置後にフラグメント５０が生体内に飛ばされて生体管腔を閉塞するリスクが低減される。
　また、充填工程は、管状繊維部材６０に管状に成形された管状充填部材１１０を被せる工程と、管状熱収縮部材１２０に管状充填部材１１０を被せられた管状繊維部材６０を挿入する工程と、管状熱収縮部材１２０が縮径する温度以上の温度で加熱する工程と、を有してもよい。管状充填部材１１０は個体間のバラつきが少ないため、これにより、軸方向に離れた位置での充填要素４０の形態のバラつきが減少する。
　また、管状充填部材１１０は、高分子が円周方向に配向していてもよい。これにより、充填部材自体に加熱による収縮効果が生じ、より確実に充填要素４０が管状繊維部材６０の空隙３２に充填される。
　また、充填要素４０の融点は、繊維３１の融点より低い。これにより、高温となって融解した充填要素４０により、繊維３１が融解することが防止されるため、ステントカバー３０の構造が維持されやすい。
　また、充填工程は、充填要素４０を含む溶液１３０を管状繊維部材６０に塗布する工程と、溶液１３０を乾燥させる工程と、を有してもよい。これにより、充填要素４０の融点まで加熱する必要がないため、管状繊維部材６０に対する熱負荷が抑制される。
　また、溶液１３０の溶媒への充填要素４０の溶解性が、当該溶媒への繊維３１の溶解性より高くてもよい。これにより、繊維３１が溶解することが抑制されるため、ステントカバー３０の構造が維持されやすい。
　なお、本発明は、上述した実施形態のみに限定されるものではなく、本発明の技術的思想内において当業者により種々変更が可能である。例えば、図１０に示す他の例のように、ステントカバー３０は、複数の横糸繊維３１Ａと複数の縦糸繊維３１Ｂが交差して形成される織物の形態であってもよい。この場合、ステントカバー３０の端部には、繊維３１により軸方向の両側および円周方向の両側を囲まれた端部空隙３５が、円周方向に並んでいる。なお、隣接領域３６は設けられない。横糸繊維３１Ａの繊維間隔および縦糸繊維３１Ｂの繊維間隔は、特に限定されないが、好ましくは０．０１～８．０ｍｍであり、より好ましくは０．１～０．９５ｍｍである。なお、ステントカバー３０の他の寸法は、前述の実施形態と同様とすることができる。
　また、ステント２０、ステントカバー３０または充填要素４０の表面または内部に、免疫抑制剤などの公知の薬剤が含まれてもよい。
　なお、本出願は、２０２１年２月１０日に出願された日本特許出願２０２１－２０１９１号に基づいており、それらの開示内容は、参照され、全体として、組み入れられている。
　　１０　　生体内留置物
　　２０　　ステント
　　３０　　ステントカバー
　　３１　　繊維
　　３１Ａ　　横糸繊維
　　３１Ｂ　　縦糸繊維
　　３２　　空隙
　　３３　　中央部
　　３４　　ループ
　　３５　　端部空隙
　　３６　　隣接領域
　　３７　　交差領域
　　３８　　列
　　３９　　折りたたみ部
　　４０　　充填要素
　　５０　　フラグメント
　　６０　　管状繊維部材
　　７０　　管状複合部材
　　１００　　芯金部材
　　１０１　　保護チューブ
　　１１０　　管状充填部材
　　１２０　　管状熱収縮部材
　　１３０　　溶液

Claims (19)

  1. 　軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステントと、
    　軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、空隙を備えた管状であり、繊維により形成されたステントカバーと、
    　前記ステントカバーの空隙の少なくとも一部を充填する充填要素と、を有する生体内留置物であって、
    　前記ステントカバーの空隙は、前記繊維によって囲まれた領域であって、全周および全長にわたり、円周方向および軸方向に連続して並んで配置され、
    　前記ステントカバーの軸方向の端部に位置して円周方向に並ぶ前記空隙を端部空隙と定義し、
    　前記充填要素は、少なくとも一部の前記端部空隙内に充填されていることを特徴とする生体内留置物。
  2. 　前記ステントカバーは、軸方向の先端および基端の間に位置する中央部に、前記空隙内に前記充填要素が充填されていない領域を有する請求項１に記載の生体内留置物。
  3. 　前記ステントカバーは、ニット形態であることを特徴とする請求項１または２に記載の生体内留置物。
  4. 　円周方向に隣接する前記端部間隙の間の領域である隣接領域の少なくとも一部が、前記充填要素で充填されていることを特徴とする請求項３に記載の生体内留置物。
  5. 　全ての前記隣接領域が前記充填要素で充填されていることを特徴とする請求項４に記載の生体内留置物。
  6. 　前記ステントカバーの軸方向の端部に位置してループを形成する繊維と、当該繊維と軸方向に並んで交差する繊維との間の領域である交差領域が、前記充填要素で充填されていることを特徴とする請求項３～５のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  7. 　前記充填要素は、すべての前記端部空隙内に充填されていることを特徴とする請求項１～６のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  8. 　前記端部空隙に充填される前記充填要素は、当該端部空隙と円周方向に隣接する他の空隙に充填される充填要素と、前記繊維より径方向外側および／または径方向内側の領域を介して連続していることを特徴とする請求項１～７のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  9. 　前記ステントカバーは、前記ステントの軸方向の長さの範囲内にあることを特徴とする請求項１～８のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  10. 　前記充填要素が破断する際の径は、前記ステントカバーが破断する際の径より大きいことを特徴とする請求項１～９のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  11. 　前記充填要素の破断伸びは、３００％以上であることを特徴とする請求項１～１０のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  12. 　前記充填要素が充填される前記ステントカバーの端部は、収縮状態において、軸に垂直な断面上で径方向に重なる部分を有することを特徴とする請求項１～１１のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  13. 　前記ステントカバーは、生分解性材料により形成されることを特徴とする請求項１～１２のいずれか１項に記載の生体内留置物。
  14. 　軸方向に延び、先端および基端を有し、径方向への拡張および収縮が可能に形成され、隙間を有する管状のステントおよび、空隙を有するように繊維が交差し、管状に形成された管状繊維部材を準備する準備工程と、
    　前記準備工程後に芯金部材を前記管状繊維部材に挿入する挿入工程と、
    　前記挿入工程後に前記管状繊維部材の軸方向に離れた複数の位置で、前記管状繊維部材の空隙に充填要素を充填する充填工程と、
    　前記充填工程後に前記充填要素が充填された空隙を有する前記管状繊維部材の軸方向の位置で前記管状繊維部材を切断する切断工程と、
    　前記切断工程後に得られた前記管状繊維部材および前記充填要素により形成される管状複合部材を前記ステントの外周に取り付ける取付工程と、
    　前記充填工程後であって前記取付工程前のいずれかの段階で、前記管状繊維部材または前記管状複合部材から前記芯金部材を抜去する抜去工程と、を有することを特徴とする生体内留置物の製造方法。
  15. 　前記充填工程は、前記管状繊維部材に管状に成形された管状充填部材を被せる工程と、
    　管状熱収縮部材に前記管状充填部材を被せられた前記管状繊維部材を挿入する工程と、
    　前記管状熱収縮部材が縮径する温度以上の温度で加熱する工程と、を有することを特徴とする請求項１４に記載の製造方法。
  16. 　前記管状充填部材は、高分子が円周方向に配向していることを特徴とする請求項１４または１５に記載の生体内留置物の製造方法。
  17. 　前記管状充填部材の融点が前記繊維の融点より低いことを特徴とする請求項１４～１６のいずれか１項に記載の生体内留置物の製造方法。
  18. 　前記充填工程は、前記充填要素を含む溶液を前記管状繊維部材に塗布する工程と、
    　前記溶液を乾燥させる工程と、を有することを特徴とする請求項１４に記載の製造方法。
  19. 　前記溶液の溶媒への前記充填要素の溶解性が、当該溶媒への前記繊維の溶解性より高いことを特徴とする請求項１８に記載の製造方法。
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11197252A (ja) * 1997-12-18 1999-07-27 Schneider Usa Inc 生体吸収可能な構造用支持体を有するステント移植片
JP2001061970A (ja) * 1999-08-27 2001-03-13 Terumo Corp 脈管内カバードステント
JP2003230577A (ja) * 2002-01-08 2003-08-19 Cordis Corp 腎上部プロテーゼおよび腎動脈バイパス
JP2005000518A (ja) * 2003-06-13 2005-01-06 National Cardiovascular Center ステントの製造方法及びステント
JP2018161163A (ja) * 2017-03-24 2018-10-18 ニプロ株式会社 ステント
JP2020508747A (ja) * 2017-02-21 2020-03-26 シルク・ロード・メディカル・インコーポレイテッドＳｉｌｋ Ｒｏａｄ Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． 血管インプラント

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11197252A (ja) * 1997-12-18 1999-07-27 Schneider Usa Inc 生体吸収可能な構造用支持体を有するステント移植片
JP2001061970A (ja) * 1999-08-27 2001-03-13 Terumo Corp 脈管内カバードステント
JP2003230577A (ja) * 2002-01-08 2003-08-19 Cordis Corp 腎上部プロテーゼおよび腎動脈バイパス
JP2005000518A (ja) * 2003-06-13 2005-01-06 National Cardiovascular Center ステントの製造方法及びステント
JP2020508747A (ja) * 2017-02-21 2020-03-26 シルク・ロード・メディカル・インコーポレイテッドＳｉｌｋ Ｒｏａｄ Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． 血管インプラント
JP2018161163A (ja) * 2017-03-24 2018-10-18 ニプロ株式会社 ステント

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