JP2002172159A - 体内埋め込み医療器具 - Google Patents
体内埋め込み医療器具Info
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Abstract
(57)【要約】 (修正有)
【課題】抗血栓性及び組織適合性に優れ、しかもその優
れた特性を、体内に留置後、長期間にわたって安定的に
発揮することができる体内埋め込み医療器具の提供。 【解決手段】医療器具本体1の表面の少なくとも一部
を、カルボキシル基及びカルボン酸無水物基から選ばれ
る少なくとも1種の官能基を有する重合体からなる高分
子皮膜材料2で被覆してなる体内埋め込み医療器具。
れた特性を、体内に留置後、長期間にわたって安定的に
発揮することができる体内埋め込み医療器具の提供。 【解決手段】医療器具本体1の表面の少なくとも一部
を、カルボキシル基及びカルボン酸無水物基から選ばれ
る少なくとも1種の官能基を有する重合体からなる高分
子皮膜材料2で被覆してなる体内埋め込み医療器具。
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】本発明は、抗血栓性および組
織適合性に優れる体内埋め込み医療器具に関する。
織適合性に優れる体内埋め込み医療器具に関する。
【0002】
【従来の技術】近年の医療手術においては、機能不全を
起こした器官の代替器官として、あるいは術後の部位を
保護したり、その機能を維持するために、体内に各種の
医療器具が埋め込まれる。これらの医療器具において
は、埋め込まれた部位に留置される間、血液、組織液、
リンパ液等の体液、さらに埋め込まれる器官、部位の生
体組織との適合性が要求される。例えば、ステント、人
工血管、長期に留置されるカテーテル等の血流と接する
部位に埋め込まれる医療器具においては、その表面に血
液が付着あるいは血液が凝固して血流を阻害しない、ま
た、周囲の生体組織と不適合となり、新内膜の生成によ
る狭窄、繊維芽細胞等の形質変化などを生じないよう
に、抗血栓性および組織適合性に優れることが求められ
る。また、尿管、尿道、リンパ管等に埋め込まれる医療
器具においても同様の特性が求められる。さらに、体内
に留置して徐放効果を発揮する薬剤を保持して体内に埋
め込まれる医療器具においては、その薬剤を保持する器
具においても、抗血栓性および組織適合性を有し、しか
もその特性を、安定的に持続して示すことが求められ
る。
起こした器官の代替器官として、あるいは術後の部位を
保護したり、その機能を維持するために、体内に各種の
医療器具が埋め込まれる。これらの医療器具において
は、埋め込まれた部位に留置される間、血液、組織液、
リンパ液等の体液、さらに埋め込まれる器官、部位の生
体組織との適合性が要求される。例えば、ステント、人
工血管、長期に留置されるカテーテル等の血流と接する
部位に埋め込まれる医療器具においては、その表面に血
液が付着あるいは血液が凝固して血流を阻害しない、ま
た、周囲の生体組織と不適合となり、新内膜の生成によ
る狭窄、繊維芽細胞等の形質変化などを生じないよう
に、抗血栓性および組織適合性に優れることが求められ
る。また、尿管、尿道、リンパ管等に埋め込まれる医療
器具においても同様の特性が求められる。さらに、体内
に留置して徐放効果を発揮する薬剤を保持して体内に埋
め込まれる医療器具においては、その薬剤を保持する器
具においても、抗血栓性および組織適合性を有し、しか
もその特性を、安定的に持続して示すことが求められ
る。
【0003】ところで、生体の脈管、特に冠動脈などの
血管に狭窄部が生じた場合、この狭窄部にバルーンカテ
ーテルを挿入し、バルーンを膨張させることによって血
管を拡張し内腔を確保し血流を良くする経皮的冠動脈形
成術(PTCA)が行われている。しかしながら、術後
3ヶ月以内に約40%の患者に冠動脈の再狭窄が起こる
とされている。
血管に狭窄部が生じた場合、この狭窄部にバルーンカテ
ーテルを挿入し、バルーンを膨張させることによって血
管を拡張し内腔を確保し血流を良くする経皮的冠動脈形
成術(PTCA)が行われている。しかしながら、術後
3ヶ月以内に約40%の患者に冠動脈の再狭窄が起こる
とされている。
【0004】上記問題を解決するためにバルーンに取り
付けられたステントによる治療が行われるようになっ
た。ステントを狭窄部位に挿入し、バルーンで拡張され
ることによって目的とする適切な血管径を実現すること
が可能である。従来、このステントは、ステンレススチ
ールやタンタル等の金属から作製されており、血栓が付
着し易い、また、再狭窄を生じる異物反応を刺激し易い
といった問題があった。そこで、この問題を解決するた
めに、ステントに高分子材料をコーティングし、抗血栓
性や、血管との組織適合性を与えるような、さらにはス
テント留置後の再狭窄を防止するための薬剤の徐放が可
能なステントのコーティングや組成物が開示されている
が、いずれも十分なものではなかった。
付けられたステントによる治療が行われるようになっ
た。ステントを狭窄部位に挿入し、バルーンで拡張され
ることによって目的とする適切な血管径を実現すること
が可能である。従来、このステントは、ステンレススチ
ールやタンタル等の金属から作製されており、血栓が付
着し易い、また、再狭窄を生じる異物反応を刺激し易い
といった問題があった。そこで、この問題を解決するた
めに、ステントに高分子材料をコーティングし、抗血栓
性や、血管との組織適合性を与えるような、さらにはス
テント留置後の再狭窄を防止するための薬剤の徐放が可
能なステントのコーティングや組成物が開示されている
が、いずれも十分なものではなかった。
【0005】こうした抗血栓性や組織適合性に関する問
題はステントに限らず、体内に埋め込まれる各種医療器
具に共通する問題であるが、特に、体内に埋め込まれた
後、長期間留置されるステント等の医療器具において
は、その抗血栓性や組織適合性を持続して安定的に発揮
することが求められる。しかし、従来の、高分子材料を
コーティングしたステント等では、体内に留置後、長期
間にわたって、安定的に優れた抗血栓性および組織適合
性を持続することができず、血栓の付着、内膜の肥厚等
にる血流の阻害、脈管の狭窄等を招き、その結果、再狭
窄率が下がらないという問題があった。
題はステントに限らず、体内に埋め込まれる各種医療器
具に共通する問題であるが、特に、体内に埋め込まれた
後、長期間留置されるステント等の医療器具において
は、その抗血栓性や組織適合性を持続して安定的に発揮
することが求められる。しかし、従来の、高分子材料を
コーティングしたステント等では、体内に留置後、長期
間にわたって、安定的に優れた抗血栓性および組織適合
性を持続することができず、血栓の付着、内膜の肥厚等
にる血流の阻害、脈管の狭窄等を招き、その結果、再狭
窄率が下がらないという問題があった。
【0006】
【発明が解決しようとする課題】そこで、本発明は、前
記問題点を改善し、抗血栓性および組織適合性に優れ、
しかもその優れた特性を、体内に留置後、長期間にわた
って安定的に発揮することができる体内埋め込み医療器
具を提供することを目的とする。
記問題点を改善し、抗血栓性および組織適合性に優れ、
しかもその優れた特性を、体内に留置後、長期間にわた
って安定的に発揮することができる体内埋め込み医療器
具を提供することを目的とする。
【0007】
【課題を解決するための手段】本発明者は、この目的を
達成するべく鋭意研究の結果、カルボキシル基およびカ
ルボン酸無水物基から選ばれる少なくとも1種の官能基
を有する重合体からなる高分子皮膜材料で形成される皮
膜が有効であることを知見した。すなわち、本発明は、
前記知見に基づき、下記(1)〜(8)の体内埋め込み
医療器具を提供するものである。
達成するべく鋭意研究の結果、カルボキシル基およびカ
ルボン酸無水物基から選ばれる少なくとも1種の官能基
を有する重合体からなる高分子皮膜材料で形成される皮
膜が有効であることを知見した。すなわち、本発明は、
前記知見に基づき、下記(1)〜(8)の体内埋め込み
医療器具を提供するものである。
【0008】(1)医療器具本体の表面の少なくとも一
部を、カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選
ばれる少なくとも1種の官能基を有する重合体からなる
高分子皮膜材料で被覆してなる体内埋め込み医療器具。
部を、カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選
ばれる少なくとも1種の官能基を有する重合体からなる
高分子皮膜材料で被覆してなる体内埋め込み医療器具。
【0009】(2)前記重合体が、疎水性ビニルモノマ
ーと、カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選
ばれる少なくとも1種の官能基を有するモノマーとの共
重合体である(1)の体内埋め込み医療器具。
ーと、カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選
ばれる少なくとも1種の官能基を有するモノマーとの共
重合体である(1)の体内埋め込み医療器具。
【0010】(3)前記重合体が、疎水性ビニルモノマ
ーと、無水マレイン酸との共重合体である(1)の体内
埋め込み医療器具。
ーと、無水マレイン酸との共重合体である(1)の体内
埋め込み医療器具。
【0011】(4)前記疎水性ビニルモノマーが、スチ
レン、エチレンおよびメチルビニルエーテルから選ばれ
る少なくとも1種である(2)または(3)の体内埋め
込み医療器具。
レン、エチレンおよびメチルビニルエーテルから選ばれ
る少なくとも1種である(2)または(3)の体内埋め
込み医療器具。
【0012】(5)前記重合体が、スチレン−無水マレ
イン酸共重合体、エチレン−無水マレイン酸共重合体、
メチルビニルエーテル−無水マレイン酸共重合体、およ
びこれらの共重合体を1価アルコールによって部分的に
エステル化してなる部分エステル化共重合体から選ばれ
る少なくとも1種である(1)の体内埋め込み医療器
具。
イン酸共重合体、エチレン−無水マレイン酸共重合体、
メチルビニルエーテル−無水マレイン酸共重合体、およ
びこれらの共重合体を1価アルコールによって部分的に
エステル化してなる部分エステル化共重合体から選ばれ
る少なくとも1種である(1)の体内埋め込み医療器
具。
【0013】(6)前記1価アルコールが、メチルアル
コール、エチルアルコール、プロピルアルコール、イソ
プロピルアルコール、ブチルアルコール、イソブチルア
ルコール、2−メトキシエチルアルコールおよびポリエ
チレングリコールモノアルキルエーテルから選ばれる少
なくとも1種である(5)の体内埋め込み医療器具。
コール、エチルアルコール、プロピルアルコール、イソ
プロピルアルコール、ブチルアルコール、イソブチルア
ルコール、2−メトキシエチルアルコールおよびポリエ
チレングリコールモノアルキルエーテルから選ばれる少
なくとも1種である(5)の体内埋め込み医療器具。
【0014】(7)前記重合体が、4−メタクリロイル
オキシエチレントリメリット酸無水物およびメタクリロ
イルオキシエチレンフタル酸から選ばれる少なくとも1
種に由来する構造単位を含むビニル系重合体である
(2)の体内埋め込み医療器具。
オキシエチレントリメリット酸無水物およびメタクリロ
イルオキシエチレンフタル酸から選ばれる少なくとも1
種に由来する構造単位を含むビニル系重合体である
(2)の体内埋め込み医療器具。
【0015】(8)前記医療器具本体が、ステントであ
る(1)〜(7)のいずれかの体内埋め込み医療器具。
る(1)〜(7)のいずれかの体内埋め込み医療器具。
【0016】
【発明の実施の形態】以下、本発明の体内埋め込み医療
器具(以下、「本発明の医療器具」という)について詳
細に説明する。本発明の医療器具は、医療器具本体の表
面の少なくとも一部を、高分子皮膜材料で被覆してなる
ものである。
器具(以下、「本発明の医療器具」という)について詳
細に説明する。本発明の医療器具は、医療器具本体の表
面の少なくとも一部を、高分子皮膜材料で被覆してなる
ものである。
【0017】本発明の医療器具において、医療器具本体
の材質、形状、寸法、形態等は、特に制限されず、医療
器具が留置される部位の大きさ、コンプライアンス、組
織、細胞種等に応じて適宜決定される。例えば、材質
は、金属材料または高分子材料のいずれでもよく、留置
される部位、すなわち、血管、尿管、リンパ管等の脈
管、筋肉等の組織などに応じて、所要の特性を有するも
のであれば特に制限されないが、生体適合性を有する材
料であることが好ましい。
の材質、形状、寸法、形態等は、特に制限されず、医療
器具が留置される部位の大きさ、コンプライアンス、組
織、細胞種等に応じて適宜決定される。例えば、材質
は、金属材料または高分子材料のいずれでもよく、留置
される部位、すなわち、血管、尿管、リンパ管等の脈
管、筋肉等の組織などに応じて、所要の特性を有するも
のであれば特に制限されないが、生体適合性を有する材
料であることが好ましい。
【0018】金属材料としては、例えば、ステンレス
鋼、チタンもしくはチタン合金、タンタルもしくはタン
タル合金、プラチナもしくはプラチナ合金、金もしくは
金合金、コバルトベース合金等が挙げられる。ステンレ
ス鋼としては、最も耐食性が良好であるSUS316L
が好適である。このSUS316Lは、実際にステント
の材料として用いられている。
鋼、チタンもしくはチタン合金、タンタルもしくはタン
タル合金、プラチナもしくはプラチナ合金、金もしくは
金合金、コバルトベース合金等が挙げられる。ステンレ
ス鋼としては、最も耐食性が良好であるSUS316L
が好適である。このSUS316Lは、実際にステント
の材料として用いられている。
【0019】高分子材料としては、例えば、ポリエチレ
ンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポ
リエステル類またはそれを構成単位とするポリエステル
系エラストマー、ナイロン6、ナイロン12、ナイロン
66、ナイロン610等のポリアミド類またはそれを構
成単位とするポリアミド系エラストマー、ポリウレタン
類、ポリエチレン、ポリプロピレン、またはそれらを構
成単位とするポリオレフィン系エラストマー等のポリオ
レフィン類などが挙げられる。例えば、人工血管の材料
としては、ポリエチレンテレフタレートが、カテーテル
の材料としてはポリウレタンが、人工関節の材料として
は超高分子量ポリエチレンが、それぞれ用いられる。
ンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート等のポ
リエステル類またはそれを構成単位とするポリエステル
系エラストマー、ナイロン6、ナイロン12、ナイロン
66、ナイロン610等のポリアミド類またはそれを構
成単位とするポリアミド系エラストマー、ポリウレタン
類、ポリエチレン、ポリプロピレン、またはそれらを構
成単位とするポリオレフィン系エラストマー等のポリオ
レフィン類などが挙げられる。例えば、人工血管の材料
としては、ポリエチレンテレフタレートが、カテーテル
の材料としてはポリウレタンが、人工関節の材料として
は超高分子量ポリエチレンが、それぞれ用いられる。
【0020】本発明の医療器具において、医療器具本体
は、抗血栓性および組織適合性等の基本的な特性を有す
るとともに、その医療器具に求められる特性、例えば、
剛性、生体組織との力学的コンプライアンス、追随性等
に応じて適宜、複数の材料を組み合わせて構成されてい
る。
は、抗血栓性および組織適合性等の基本的な特性を有す
るとともに、その医療器具に求められる特性、例えば、
剛性、生体組織との力学的コンプライアンス、追随性等
に応じて適宜、複数の材料を組み合わせて構成されてい
る。
【0021】また、高分子皮膜材料で被覆される医療器
具本体の表面は、医療器具本体の内面および外面の所要
の箇所に皮膜が形成される。その箇所は、例えば、医療
器具が埋め込まれ、留置される部位における、血液、組
織液、リンパ液等の体液と接触する部分、あるいは抗血
栓性および組織適合性を必要とする部分等に応じて、適
宜決定される。例えば、医療器具であるステントにおい
ては、内腔面および外腔面の表面の少なくとも1部、さ
らに望ましくは全体を高分子皮膜材料で被覆するのが好
ましい。
具本体の表面は、医療器具本体の内面および外面の所要
の箇所に皮膜が形成される。その箇所は、例えば、医療
器具が埋め込まれ、留置される部位における、血液、組
織液、リンパ液等の体液と接触する部分、あるいは抗血
栓性および組織適合性を必要とする部分等に応じて、適
宜決定される。例えば、医療器具であるステントにおい
ては、内腔面および外腔面の表面の少なくとも1部、さ
らに望ましくは全体を高分子皮膜材料で被覆するのが好
ましい。
【0022】本発明において、高分子皮膜材料は、カル
ボキシル基およびカルボン酸無水物基から選ばれる少な
くとも1種の官能基を有する重合体からなるものであ
る。この重合体は、分子内に重合体主鎖に前記官能基が
結合した構造を有するものでもよいし、重合体主鎖に側
鎖として、前記官能基を有する低分子化合物または重合
体が結合した構造を有するものでもよい。この重合体に
おいて、カルボキシル基あるいはカルボン酸無水物は、
金属との密着性や接着性が良好であり、耐剥離性に優れ
ているので血中においても非常に安定である。
ボキシル基およびカルボン酸無水物基から選ばれる少な
くとも1種の官能基を有する重合体からなるものであ
る。この重合体は、分子内に重合体主鎖に前記官能基が
結合した構造を有するものでもよいし、重合体主鎖に側
鎖として、前記官能基を有する低分子化合物または重合
体が結合した構造を有するものでもよい。この重合体に
おいて、カルボキシル基あるいはカルボン酸無水物は、
金属との密着性や接着性が良好であり、耐剥離性に優れ
ているので血中においても非常に安定である。
【0023】前記重合体の具体例として、疎水性ビニル
モノマーと、カルボキシル基またはカルボン酸無水物基
を含有するモノマーとの共重合体が挙げられる。疎水性
ビニルモノマーとしては、例えば、スチレン、α−メチ
ルスチレン、エチレン、プロピレン、メチルビニルエー
テル、アクリル酸2−メトキシエチル、またはブチル、
ペンチル、ヘキシル、オクチル、ドデシル、ステアリル
等の長鎖アルキル基を有するアクリル系あるいはメタク
リル系モノマー、その他アクリル系モノマーなど等が挙
げられる。
モノマーと、カルボキシル基またはカルボン酸無水物基
を含有するモノマーとの共重合体が挙げられる。疎水性
ビニルモノマーとしては、例えば、スチレン、α−メチ
ルスチレン、エチレン、プロピレン、メチルビニルエー
テル、アクリル酸2−メトキシエチル、またはブチル、
ペンチル、ヘキシル、オクチル、ドデシル、ステアリル
等の長鎖アルキル基を有するアクリル系あるいはメタク
リル系モノマー、その他アクリル系モノマーなど等が挙
げられる。
【0024】カルボキシル基またはカルボン酸無水物基
を含有するモノマーとしては、例えば、無水マレイン
酸、マレイン酸、4−メタクリロイルオキシエチレント
リメリット酸無水物、メタクリロイルオキシエチレンフ
タル酸、N−メタクリロイルオキシグルタミン酸、N−
メタクリロイル−ε−カプロン酸、N−メタクリロイル
−γ−ブチリック酸、N−メタクリロイル−5−アミノ
サリチル酸、N−アクリロイルフェニルグリシン等が挙
げられる。また、共重合する疎水性ビニルモノマーが、
例えば、スチレン系の芳香環を有するモノマーや、長鎖
アルキル基を有するアクリル系あるいはメタクリル系モ
ノマー等である場合には、アクリル酸、メタクリル酸等
も使用可能である。
を含有するモノマーとしては、例えば、無水マレイン
酸、マレイン酸、4−メタクリロイルオキシエチレント
リメリット酸無水物、メタクリロイルオキシエチレンフ
タル酸、N−メタクリロイルオキシグルタミン酸、N−
メタクリロイル−ε−カプロン酸、N−メタクリロイル
−γ−ブチリック酸、N−メタクリロイル−5−アミノ
サリチル酸、N−アクリロイルフェニルグリシン等が挙
げられる。また、共重合する疎水性ビニルモノマーが、
例えば、スチレン系の芳香環を有するモノマーや、長鎖
アルキル基を有するアクリル系あるいはメタクリル系モ
ノマー等である場合には、アクリル酸、メタクリル酸等
も使用可能である。
【0025】本発明において、前記重合体は、これらの
疎水性ビニルモノマーと、カルボキシル基またはカルボ
ン酸無水物基を含有するモノマーとは、それぞれ1種の
みを共重合させたものでもよいし、複数種を組み合わせ
て共重合させたものでもよい。
疎水性ビニルモノマーと、カルボキシル基またはカルボ
ン酸無水物基を含有するモノマーとは、それぞれ1種の
みを共重合させたものでもよいし、複数種を組み合わせ
て共重合させたものでもよい。
【0026】共重合方法としては、ラジカル重合、カチ
オン重合、配位重合等が挙げられる。このとき、共重合
を効率的に行うために、適切な重合溶媒を用いるとよ
い。重合溶媒としては、トルエン、ベンゼン、クロロベ
ンゼン、メタノール、ジオキサン、N,N−ジメチルホ
ルムアミド、N,N−ジメチルアセトアミド、ジメチル
スルホキシド等の溶媒が挙げられる。
オン重合、配位重合等が挙げられる。このとき、共重合
を効率的に行うために、適切な重合溶媒を用いるとよ
い。重合溶媒としては、トルエン、ベンゼン、クロロベ
ンゼン、メタノール、ジオキサン、N,N−ジメチルホ
ルムアミド、N,N−ジメチルアセトアミド、ジメチル
スルホキシド等の溶媒が挙げられる。
【0027】本発明において、前記共重合体の中でも、
疎水性ビニルモノマーと、無水マレイン酸との共重合体
が望ましい。無水マレイン酸単位はカルボン酸無水物基
を有しており、部分的に加水分解したり、1価のアルコ
ールとの部分エステル化物を形成することによって、共
重合体の主鎖にカルボキシル基を有する重合体を得るこ
とができる。また、疎水性モノマーと共重合させること
によって、高分子皮膜材料を疎水化することもできる。
一方、無水マレイン酸は単独重合しないモノマーとして
知られており、電子供与性モノマーのみと共重合が可能
である。
疎水性ビニルモノマーと、無水マレイン酸との共重合体
が望ましい。無水マレイン酸単位はカルボン酸無水物基
を有しており、部分的に加水分解したり、1価のアルコ
ールとの部分エステル化物を形成することによって、共
重合体の主鎖にカルボキシル基を有する重合体を得るこ
とができる。また、疎水性モノマーと共重合させること
によって、高分子皮膜材料を疎水化することもできる。
一方、無水マレイン酸は単独重合しないモノマーとして
知られており、電子供与性モノマーのみと共重合が可能
である。
【0028】この疎水性ビニルモノマーと、無水マレイ
ン酸との共重合体の具体例として、スチレン−無水マレ
イン酸共重合体、メチルビニルエーテル−無水マレイン
酸共重合体、エチレン−無水マレイン酸共重合体等が挙
げられる。前記共重合体中の無水マレイン酸のモル分率
(mol%)としては、10mol%以上が好ましい。
10mol%未満では、十分な生体との適合性が得られ
ない。一方、無水マレイン酸は単独重合しないモノマー
として知られ、一般的には電子供与性モノマーとの交互
共重合によって重合するとされており、共重合体中に5
0mol%以上含有させることは不可能である。従っ
て、共重合体中の無水マレイン酸のモル分率は10〜5
0mol%が好ましく、さらに好ましくは20〜50m
ol%である。
ン酸との共重合体の具体例として、スチレン−無水マレ
イン酸共重合体、メチルビニルエーテル−無水マレイン
酸共重合体、エチレン−無水マレイン酸共重合体等が挙
げられる。前記共重合体中の無水マレイン酸のモル分率
(mol%)としては、10mol%以上が好ましい。
10mol%未満では、十分な生体との適合性が得られ
ない。一方、無水マレイン酸は単独重合しないモノマー
として知られ、一般的には電子供与性モノマーとの交互
共重合によって重合するとされており、共重合体中に5
0mol%以上含有させることは不可能である。従っ
て、共重合体中の無水マレイン酸のモル分率は10〜5
0mol%が好ましく、さらに好ましくは20〜50m
ol%である。
【0029】さらに、前記重合体をさらに疎水化あるい
は親水化したり、体液と接触するにあたって高分子材料
表面のモービリティーを上げる等、材料の改質を目的と
して、1価アルコールを化学的にグラフトさせてもよ
い。このように、前記重合体を処理することによって、
各細胞、組織との生体反応を緩和し、より生体中での異
物反応性等を緩和し、長期にわたって適合性を維持する
ことが可能となる。
は親水化したり、体液と接触するにあたって高分子材料
表面のモービリティーを上げる等、材料の改質を目的と
して、1価アルコールを化学的にグラフトさせてもよ
い。このように、前記重合体を処理することによって、
各細胞、組織との生体反応を緩和し、より生体中での異
物反応性等を緩和し、長期にわたって適合性を維持する
ことが可能となる。
【0030】前記1価アルコールとしては、メチルアル
コール、エチルアルコール、プロピルアルコール、イソ
プロピルアルコール、ブチルアルコール、イソブチルア
ルコール、2−メトキシエチルアルコール、ポリエチレ
ングリコールモノアルキルエーテルあるいはそれらの混
合物から選ばれる。またこの他にも、ラウリルアルコー
ル、ステアリルアルコール、オレイルアルコール、ポリ
プロピレングリコールモノアルキルエーテル等、あるい
はそれらの混合物も使用可能である。
コール、エチルアルコール、プロピルアルコール、イソ
プロピルアルコール、ブチルアルコール、イソブチルア
ルコール、2−メトキシエチルアルコール、ポリエチレ
ングリコールモノアルキルエーテルあるいはそれらの混
合物から選ばれる。またこの他にも、ラウリルアルコー
ル、ステアリルアルコール、オレイルアルコール、ポリ
プロピレングリコールモノアルキルエーテル等、あるい
はそれらの混合物も使用可能である。
【0031】この1価アルコールのグラフト反応は、前
記重合体を溶解させる溶媒系で容易に行うことができ
る。反応を良好に行うために、加熱、触媒としてピリジ
ン、トリエチルアミン等の3級アミン類を添加するとよ
い。
記重合体を溶解させる溶媒系で容易に行うことができ
る。反応を良好に行うために、加熱、触媒としてピリジ
ン、トリエチルアミン等の3級アミン類を添加するとよ
い。
【0032】さらに、本発明の医療器具において、前記
高分子皮膜材料は、医療器具を体内に留置後の肥厚や炎
症を抑制するために、必要に応じて各種薬剤を含有して
いてもよい。必要に応じて含有される薬剤としては、抗
癌剤、抗炎症剤、抗血栓剤、抗酸化剤等が挙げられ、医
療器具の留置部位、目的の医療効果、予防すべき合併症
等に応じて適宜選択される。
高分子皮膜材料は、医療器具を体内に留置後の肥厚や炎
症を抑制するために、必要に応じて各種薬剤を含有して
いてもよい。必要に応じて含有される薬剤としては、抗
癌剤、抗炎症剤、抗血栓剤、抗酸化剤等が挙げられ、医
療器具の留置部位、目的の医療効果、予防すべき合併症
等に応じて適宜選択される。
【0033】本発明の医療器具の製造において、高分子
皮膜材料による医療器具本体の被覆方法は、特に限定さ
れず、例えば、前記高分子皮膜材料およびその他必要に
応じて含有される所望の量の薬剤を溶媒に溶解または分
散させてコーティング液を調製し、そのコーティング液
を用いて、医療器具本体にコーティングする方法、高分
子皮膜材料のみでコーティングされた医療器具本体を、
さらに高分子皮膜材料の溶液に所望の量の薬剤を含有さ
せたコーティング液をコーティングするなどの方法によ
って行うことができる。後者の方法の場合、それぞれの
高分子皮膜材料は同一でなくてもよい。また、コーティ
ング方法は、特に限定されず、スプレー法、ディッピン
グ法等のいずれの方法によってもよい。
皮膜材料による医療器具本体の被覆方法は、特に限定さ
れず、例えば、前記高分子皮膜材料およびその他必要に
応じて含有される所望の量の薬剤を溶媒に溶解または分
散させてコーティング液を調製し、そのコーティング液
を用いて、医療器具本体にコーティングする方法、高分
子皮膜材料のみでコーティングされた医療器具本体を、
さらに高分子皮膜材料の溶液に所望の量の薬剤を含有さ
せたコーティング液をコーティングするなどの方法によ
って行うことができる。後者の方法の場合、それぞれの
高分子皮膜材料は同一でなくてもよい。また、コーティ
ング方法は、特に限定されず、スプレー法、ディッピン
グ法等のいずれの方法によってもよい。
【0034】コーティング液の調製に用いられる溶媒
は、沸点が100℃以下のものが好ましいが、100℃
以上のものでもよい。好適な溶媒としては、アセトン、
クロロホルム、ジクロロメタン、ヘキサン、テトラヒド
ロフラン、メタノール、エタノール、N,N−ジメチル
ホルムアミド、N,N−ジメチルアセトアミド、ジメチ
ルスルホキシド等が挙げられる。また、コーティング液
中の高分子皮膜材料の濃度は、医療器具本体の表面に均
一な皮膜を形成できる点で、0.01〜10%に調製す
るのが好ましく、さらに好ましくは0.1〜5%であ
る。
は、沸点が100℃以下のものが好ましいが、100℃
以上のものでもよい。好適な溶媒としては、アセトン、
クロロホルム、ジクロロメタン、ヘキサン、テトラヒド
ロフラン、メタノール、エタノール、N,N−ジメチル
ホルムアミド、N,N−ジメチルアセトアミド、ジメチ
ルスルホキシド等が挙げられる。また、コーティング液
中の高分子皮膜材料の濃度は、医療器具本体の表面に均
一な皮膜を形成できる点で、0.01〜10%に調製す
るのが好ましく、さらに好ましくは0.1〜5%であ
る。
【0035】また、本発明の医療器具本体の表面を被覆
する皮膜の厚さは0.1〜100μmが望ましい。この
範囲であれば、体内埋め込み医療器具が拡張される際に
も該高分子皮膜材料はクラック等を発生せず、追随性が
ある。また前記必要に応じて含有される薬剤等の十分な
担持量を確保することが可能である。
する皮膜の厚さは0.1〜100μmが望ましい。この
範囲であれば、体内埋め込み医療器具が拡張される際に
も該高分子皮膜材料はクラック等を発生せず、追随性が
ある。また前記必要に応じて含有される薬剤等の十分な
担持量を確保することが可能である。
【0036】本発明は、体内に留置して所望の医療効果
を発揮する埋め込み医療器具としては、例えば、ステン
ト、ステントグラフト、人工血管、カテーテル、人工心
弁、ペースメーカーのリード線、骨ネジ、人工骨、人工
気管、縫合糸等が挙げられる。中でも、生体の狭窄が起
こるような血管、尿管、尿道、リンパ管等の脈管に留置
して、十分に内腔を確保するために使用されるステント
は、本発明の医療器具の具体的態様として好適である。
を発揮する埋め込み医療器具としては、例えば、ステン
ト、ステントグラフト、人工血管、カテーテル、人工心
弁、ペースメーカーのリード線、骨ネジ、人工骨、人工
気管、縫合糸等が挙げられる。中でも、生体の狭窄が起
こるような血管、尿管、尿道、リンパ管等の脈管に留置
して、十分に内腔を確保するために使用されるステント
は、本発明の医療器具の具体的態様として好適である。
【0037】以下、本発明に掛かる生体留置用ステント
の全体的な構造の一例を図1および図2を参照して説明
する。図1は、管状に形成されたステントの正面図、図
2は図1のステントの軸方向に沿って切断して展開した
展開図である。
の全体的な構造の一例を図1および図2を参照して説明
する。図1は、管状に形成されたステントの正面図、図
2は図1のステントの軸方向に沿って切断して展開した
展開図である。
【0038】図1および図2に示すステント1では、そ
の中心軸を取り囲むように、それぞれほぼ菱形状で中央
部が開口した複数(この例では5個)の構成要素2(2
a,2b,2c,2d,2e)が配置され、各構成要素
2の側部が接続部3によって接続されて環状ユニット4
を構成している。各構成要素2は軸方向の寸法が円周方
向の寸法よりも長くなっている。なお、構成要素2の形
状は、菱形状に限らず、ほぼ楕円状または菱形以外の多
角形状でもよい。すべての構成要素2はステント1の中
心軸からほぼ等距離となるように配置され、5個の構成
要素2で円形をなすように円周方向に湾曲している。ス
テント1の軸方向には複数(この例では8個)の環状ユ
ニット4a,4b,4c,4d,4e,4f,4g,4
hが配列され、互いに隣り合う環状ユニット4は接続部
3同士を連結する連結部5により1箇所で連結されて全
体で管状体をなしている。連結部5はステント1の中心
軸に対して若干斜めに(この例では約12度)傾斜して
延びており、各連結部5はステント1の円周方向に沿っ
て螺旋状に配置されている。
の中心軸を取り囲むように、それぞれほぼ菱形状で中央
部が開口した複数(この例では5個)の構成要素2(2
a,2b,2c,2d,2e)が配置され、各構成要素
2の側部が接続部3によって接続されて環状ユニット4
を構成している。各構成要素2は軸方向の寸法が円周方
向の寸法よりも長くなっている。なお、構成要素2の形
状は、菱形状に限らず、ほぼ楕円状または菱形以外の多
角形状でもよい。すべての構成要素2はステント1の中
心軸からほぼ等距離となるように配置され、5個の構成
要素2で円形をなすように円周方向に湾曲している。ス
テント1の軸方向には複数(この例では8個)の環状ユ
ニット4a,4b,4c,4d,4e,4f,4g,4
hが配列され、互いに隣り合う環状ユニット4は接続部
3同士を連結する連結部5により1箇所で連結されて全
体で管状体をなしている。連結部5はステント1の中心
軸に対して若干斜めに(この例では約12度)傾斜して
延びており、各連結部5はステント1の円周方向に沿っ
て螺旋状に配置されている。
【0039】なお、ステント1の両端部の環状ユニット
4を構成する構成要素2は、端部において十分な拡張力
を得るとともに、血管内壁およびバルーンに与える損傷
を少なくするために、端部がほぼ半楕円状となってい
る。
4を構成する構成要素2は、端部において十分な拡張力
を得るとともに、血管内壁およびバルーンに与える損傷
を少なくするために、端部がほぼ半楕円状となってい
る。
【0040】ステント1は、生体内へ挿入するのに適し
た直径を有し、管状体の内部から外方に広がる力が与え
られたときに伸長する。このステント1では、1つの環
状ユニット4に含まれる隣接する2つの構成要素2の間
に形成されるほぼV字状または台形状の空間に、隣接す
る環状ユニット4の構成要素2の端部が侵入している。
このようにステント1の円周方向に沿って構成要素2の
端部が重なった状態になっているため、所定の長さのス
テント1の軸方向に沿って多くの環状ユニット4を配置
することができる。したがって、ステント1を拡張させ
たときに、個々の構成要素2のステント1の軸方向に沿
う長さが短くなっても、ステント1の側面における隙間
の増加が少なく、より確実に血管の狭窄部を拡張でき、
かつその状態を良好に維持できる。また、連結部5がス
テント1の円周方向に沿って螺旋状に配置されており、
連続して直線をなすように延びていないので、1つの環
状ユニット4が血管に追従するように変化したときの負
荷が隣り合わない環状ユニット4にまで伝達されるのを
抑制でき、個々の環状ユニット4を独立して拡張させる
ことができる。
た直径を有し、管状体の内部から外方に広がる力が与え
られたときに伸長する。このステント1では、1つの環
状ユニット4に含まれる隣接する2つの構成要素2の間
に形成されるほぼV字状または台形状の空間に、隣接す
る環状ユニット4の構成要素2の端部が侵入している。
このようにステント1の円周方向に沿って構成要素2の
端部が重なった状態になっているため、所定の長さのス
テント1の軸方向に沿って多くの環状ユニット4を配置
することができる。したがって、ステント1を拡張させ
たときに、個々の構成要素2のステント1の軸方向に沿
う長さが短くなっても、ステント1の側面における隙間
の増加が少なく、より確実に血管の狭窄部を拡張でき、
かつその状態を良好に維持できる。また、連結部5がス
テント1の円周方向に沿って螺旋状に配置されており、
連続して直線をなすように延びていないので、1つの環
状ユニット4が血管に追従するように変化したときの負
荷が隣り合わない環状ユニット4にまで伝達されるのを
抑制でき、個々の環状ユニット4を独立して拡張させる
ことができる。
【0041】ステント1の非拡張時の直径は1.2〜
1.8mm程度が好適であり、特に1.3〜1.6mm
がより好ましい。1つの構成要素2の軸方向の長さは
1.5〜4.0mm程度が好適であり、特に2.0〜
3.0mmがより好ましい。互いに隣り合う環状ユニッ
ト4の構成要素2同士が軸方向に沿って重なり合う部分
の長さは0.5〜1mmが好適である。それぞれ互いに
隣り合う環状ユニット4に含まれる、互いに隣り合う構
成要素2同士の中心間の距離は、1.3〜2.5mmが
好適である。連結部5はステント1の中心軸に対して0
〜30度程度傾斜していることが好ましく、特に5〜2
5度傾斜していることがより好ましい。連結部5の長さ
は1.4〜2.7mmが好適である。環状ユニット4の
数は6〜10が好適である。
1.8mm程度が好適であり、特に1.3〜1.6mm
がより好ましい。1つの構成要素2の軸方向の長さは
1.5〜4.0mm程度が好適であり、特に2.0〜
3.0mmがより好ましい。互いに隣り合う環状ユニッ
ト4の構成要素2同士が軸方向に沿って重なり合う部分
の長さは0.5〜1mmが好適である。それぞれ互いに
隣り合う環状ユニット4に含まれる、互いに隣り合う構
成要素2同士の中心間の距離は、1.3〜2.5mmが
好適である。連結部5はステント1の中心軸に対して0
〜30度程度傾斜していることが好ましく、特に5〜2
5度傾斜していることがより好ましい。連結部5の長さ
は1.4〜2.7mmが好適である。環状ユニット4の
数は6〜10が好適である。
【0042】ステント1の中心部の環状ユニット4を構
成する構成要素2の肉厚は、0.05〜0.12mm程
度、特に0.06〜0.10mmが好適である。ステン
ト1の両端部の環状ユニット4を構成する構成要素2の
肉厚は、中央部の環状ユニット4を構成する構成要素2
の肉厚の3/5〜4/5程度、具体的には0.05〜
0.07mm程度が好適である。
成する構成要素2の肉厚は、0.05〜0.12mm程
度、特に0.06〜0.10mmが好適である。ステン
ト1の両端部の環状ユニット4を構成する構成要素2の
肉厚は、中央部の環状ユニット4を構成する構成要素2
の肉厚の3/5〜4/5程度、具体的には0.05〜
0.07mm程度が好適である。
【0043】ステント基材の材質としては、ある程度の
生体適合性を有するものが好ましい。例えば、ステンレ
ス鋼、チタンもしくはチタン合金、タンタルもしくはタ
ンタル合金、プラチナもしくはプラチナ合金、金もしく
は金合金、またはコバルトベース合金などの金属材料が
用いられる。ステンレス鋼としては、最も耐食性の良好
なSUS316Lが好適である。
生体適合性を有するものが好ましい。例えば、ステンレ
ス鋼、チタンもしくはチタン合金、タンタルもしくはタ
ンタル合金、プラチナもしくはプラチナ合金、金もしく
は金合金、またはコバルトベース合金などの金属材料が
用いられる。ステンレス鋼としては、最も耐食性の良好
なSUS316Lが好適である。
【0044】図1および図2に示すような形状のステン
トは、上記のような材質からなるパイプを、レーザー加
工などの方法により加工することにより製造することが
できる。加工により最終的な形状を有するステントを得
た後、焼きなましすることが好ましい。焼きなましを行
うことにより、ステント全体の柔軟性および可塑性が向
上し、屈曲した血管内での留置性が良好になる。この結
果、ステントを拡張した後に拡張前の形状に復元しよう
とする力、特に屈曲した血管部位で拡張した後に直線状
の形状に復帰しようとする力が減少し、屈曲した血管内
壁に与える物理的刺激が減少するとともに、再狭窄の要
因を減少させることができる。焼きなましは、ステント
表面に酸化被膜が形成されないように、不活性ガス(例
えばアルゴンガス)または水素ガス雰囲気下において行
い、900〜1200℃に加熱した後、ゆっくりと冷却
することが好ましい。ステント形状に加工した後、金や
プラチナなどの貴金属のメッキを施してもよい。
トは、上記のような材質からなるパイプを、レーザー加
工などの方法により加工することにより製造することが
できる。加工により最終的な形状を有するステントを得
た後、焼きなましすることが好ましい。焼きなましを行
うことにより、ステント全体の柔軟性および可塑性が向
上し、屈曲した血管内での留置性が良好になる。この結
果、ステントを拡張した後に拡張前の形状に復元しよう
とする力、特に屈曲した血管部位で拡張した後に直線状
の形状に復帰しようとする力が減少し、屈曲した血管内
壁に与える物理的刺激が減少するとともに、再狭窄の要
因を減少させることができる。焼きなましは、ステント
表面に酸化被膜が形成されないように、不活性ガス(例
えばアルゴンガス)または水素ガス雰囲気下において行
い、900〜1200℃に加熱した後、ゆっくりと冷却
することが好ましい。ステント形状に加工した後、金や
プラチナなどの貴金属のメッキを施してもよい。
【0045】以上、図1および図2によって、バルーン
エクスバンダブルステントを例にとり、本発明の医療器
具について説明したが、本発明はこれらに限られるもの
ではなく、セルフエクスパンダブルステント等にも適用
可能である。
エクスバンダブルステントを例にとり、本発明の医療器
具について説明したが、本発明はこれらに限られるもの
ではなく、セルフエクスパンダブルステント等にも適用
可能である。
【0046】
【実施例】以下、本発明の実施例を挙げ、さらに詳細に
説明する。
説明する。
【0047】(実施例1)スチレン−無水マレイン酸共
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)をアセ
トンに溶解させて、1重量%の濃度のコーティング液を
調製した。このコーティング液を、外径1.44mm、
内径1.24mm、長さ20mmの円筒状のステント
(材質:SUS316L)の内外表面にスプレー法によ
りコーティングした。ステントの内外表面に、スチレン
−無水マレイン酸共重合体は均一にコーティングされて
おり、コーティング皮膜の厚さは約100μmであっ
た。
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)をアセ
トンに溶解させて、1重量%の濃度のコーティング液を
調製した。このコーティング液を、外径1.44mm、
内径1.24mm、長さ20mmの円筒状のステント
(材質:SUS316L)の内外表面にスプレー法によ
りコーティングした。ステントの内外表面に、スチレン
−無水マレイン酸共重合体は均一にコーティングされて
おり、コーティング皮膜の厚さは約100μmであっ
た。
【0048】(実施例2)スチレン−無水マレイン酸共
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)のメチ
ルアルコールによる部分エステル化物(メチルアルコー
ルによるエステル化率:50%)をアセトンに1重量%
の濃度で溶解させてコーティング液を調製した。このコ
ーティング液を、実施例1で用いたものと同じステント
の内外表面にスプレー法によりコーティングした。ステ
ントの内外表面に、部分エステル化物は均一にコーティ
ングされており、コーティング皮膜の厚さは約50μm
であった。
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)のメチ
ルアルコールによる部分エステル化物(メチルアルコー
ルによるエステル化率:50%)をアセトンに1重量%
の濃度で溶解させてコーティング液を調製した。このコ
ーティング液を、実施例1で用いたものと同じステント
の内外表面にスプレー法によりコーティングした。ステ
ントの内外表面に、部分エステル化物は均一にコーティ
ングされており、コーティング皮膜の厚さは約50μm
であった。
【0049】(実施例3)スチレン−無水マレイン酸共
重合体 (無水マレイン酸含有量:30mol%)のイソ
ブチルアルコールによる部分エステル化物(イソブチル
アルコールによるエステル化率:50%)をアセトンに
1重量%の濃度で溶解させてコーティング液を調製し
た。このコーティング液を、実施例1で用いたものと同
じステントの内外表面にスプレー法によりコーティング
した。ステントの内外表面に、部分エステル化物は均一
にコーティングされており、コーティング皮膜の厚さは
約110μmであった。
重合体 (無水マレイン酸含有量:30mol%)のイソ
ブチルアルコールによる部分エステル化物(イソブチル
アルコールによるエステル化率:50%)をアセトンに
1重量%の濃度で溶解させてコーティング液を調製し
た。このコーティング液を、実施例1で用いたものと同
じステントの内外表面にスプレー法によりコーティング
した。ステントの内外表面に、部分エステル化物は均一
にコーティングされており、コーティング皮膜の厚さは
約110μmであった。
【0050】(実施例4)スチレン−無水マレイン酸共
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物( メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率25%)
をアセトンに1重量%の濃度で溶解させてコーティング
液を調製した。このコーティング液を、実施例1で用い
たものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコ
ーティングした。ステントの内外表面に、部分エステル
化物は均一にコーティングされており、コーティング皮
膜の厚さは約100μmであった。
重合体 (無水マレイン酸含有量:50mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物( メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率25%)
をアセトンに1重量%の濃度で溶解させてコーティング
液を調製した。このコーティング液を、実施例1で用い
たものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコ
ーティングした。ステントの内外表面に、部分エステル
化物は均一にコーティングされており、コーティング皮
膜の厚さは約100μmであった。
【0051】(実施例5)スチレン−無水マレイン酸共
重合体 (無水マレイン酸含有量:40mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物(メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率25%)
をアセトンに5重量%の濃度で溶解させてコーティング
液を調製した。このコーティング液を、実施例1で用い
たものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコ
ーティングした。ステントの内外表面に、部分エステル
化物は均一にコーティングされており、コーティング皮
膜の厚さは約100μmであった。
重合体 (無水マレイン酸含有量:40mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物(メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率25%)
をアセトンに5重量%の濃度で溶解させてコーティング
液を調製した。このコーティング液を、実施例1で用い
たものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコ
ーティングした。ステントの内外表面に、部分エステル
化物は均一にコーティングされており、コーティング皮
膜の厚さは約100μmであった。
【0052】(実施例6)エチレン−無水マレイン酸共
重合体(無水マレイン酸含有量:30mol%)をアセ
トンに0.5重量%の濃度で溶解させてコーティング液
を調製した。このコーティング液を、実施例1で用いた
ものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコー
ティングした。ステントの内外表面に、部分エステル化
物は均一にコーティングされており、コーティング皮膜
の厚さは約100μmであった。
重合体(無水マレイン酸含有量:30mol%)をアセ
トンに0.5重量%の濃度で溶解させてコーティング液
を調製した。このコーティング液を、実施例1で用いた
ものと同じステントの内外表面にスプレー法によりコー
ティングした。ステントの内外表面に、部分エステル化
物は均一にコーティングされており、コーティング皮膜
の厚さは約100μmであった。
【0053】(実施例7)スチレン−無水マレイン酸共
重合体(無水マレイン酸含有量:20mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物(メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率:25
%)をアセトンに5重量%の濃度で溶解させてコーティ
ング液を調製した。このコーティング液に実施例1で用
いたものと同じステントを浸漬および乾燥して、コーテ
ィングを行った。得られたステントの内外表面に、部分
エステル化物は均一にコーティングされており、コーテ
ィング皮膜の厚さは約100μmであった。
重合体(無水マレイン酸含有量:20mol%)のメチ
ルアルコールとイソブチルアルコールによる部分エステ
ル化物(メチルアルコールによるエステル化率:25
%、イソブチルアルコールによるエステル化率:25
%)をアセトンに5重量%の濃度で溶解させてコーティ
ング液を調製した。このコーティング液に実施例1で用
いたものと同じステントを浸漬および乾燥して、コーテ
ィングを行った。得られたステントの内外表面に、部分
エステル化物は均一にコーティングされており、コーテ
ィング皮膜の厚さは約100μmであった。
【0054】(実施例8)メタクリロイルオキシエチレ
ンフタル酸とアクリル酸2−メトキシエチルを、重量比
2:3の割合で、ジオキサン中でラジカル重合させ、共
重合体を合成した。この共重合体を再沈殿法により精製
し、クロロホルムに1重量%の濃度で溶解させてコーテ
ィング液を調製した。このコーティング液を、実施例1
で用いたものと同じステントの内外表面にスプレー法に
よりコーティングした。ステントの内外表面に、共重合
体は均一にコーティングされており、コーティング皮膜
の厚さは約100μmであった。
ンフタル酸とアクリル酸2−メトキシエチルを、重量比
2:3の割合で、ジオキサン中でラジカル重合させ、共
重合体を合成した。この共重合体を再沈殿法により精製
し、クロロホルムに1重量%の濃度で溶解させてコーテ
ィング液を調製した。このコーティング液を、実施例1
で用いたものと同じステントの内外表面にスプレー法に
よりコーティングした。ステントの内外表面に、共重合
体は均一にコーティングされており、コーティング皮膜
の厚さは約100μmであった。
【0055】(実施例9)4−メタクリロイルオキシエ
チレントリメリット酸無水物とアクリル酸2−メトキシ
エチルを、重量比1:1の割合で、ジオキサン中でラジ
カル重合させ、共重合体を合成した。この共重合体を再
沈殿法により精製し、クロロホルムに1重量%の濃度で
溶解させてコーティング液を調製した。このコーティン
グ液を、実施例1で用いたものと同じステントの内外表
面にスプレー法によりコーティングした。ステントの内
外表面に、共重合体は均一にコーティングされており、
コーティング皮膜の厚さは約100μmであった。
チレントリメリット酸無水物とアクリル酸2−メトキシ
エチルを、重量比1:1の割合で、ジオキサン中でラジ
カル重合させ、共重合体を合成した。この共重合体を再
沈殿法により精製し、クロロホルムに1重量%の濃度で
溶解させてコーティング液を調製した。このコーティン
グ液を、実施例1で用いたものと同じステントの内外表
面にスプレー法によりコーティングした。ステントの内
外表面に、共重合体は均一にコーティングされており、
コーティング皮膜の厚さは約100μmであった。
【0056】(実施例10)メタクリロイルオキシエチ
レンフタル酸とメチルビニルエーテルを重量比2:3の
割合で、トルエン中でラジカル重合させ、共重合体を合
成した。この共重合体を再沈殿法により精製し、クロロ
ホルムに1重量%の濃度で溶解させてコーティング液を
調製した。このコーティング液を、実施例1で用いたも
のと同じステントの内外表面にスプレー法によりコーテ
ィングした。ステントの内外表面に、共重合体は均一に
コーティングされており、コーティング皮膜の厚さは約
100μmであった。
レンフタル酸とメチルビニルエーテルを重量比2:3の
割合で、トルエン中でラジカル重合させ、共重合体を合
成した。この共重合体を再沈殿法により精製し、クロロ
ホルムに1重量%の濃度で溶解させてコーティング液を
調製した。このコーティング液を、実施例1で用いたも
のと同じステントの内外表面にスプレー法によりコーテ
ィングした。ステントの内外表面に、共重合体は均一に
コーティングされており、コーティング皮膜の厚さは約
100μmであった。
【0057】次に、前記の実施例1、4および8で得ら
れた、ステントを用いて、in vitroにおける抗
血小板活性の評価を実験例1〜3として行い、また、比
較例としてコーティング皮膜を有しないステントについ
ても抗血小板活性の評価を行う実験例4を行った。この
とき、抗血小板活性の評価は下記の方法で行った。結果
を下記に示す。
れた、ステントを用いて、in vitroにおける抗
血小板活性の評価を実験例1〜3として行い、また、比
較例としてコーティング皮膜を有しないステントについ
ても抗血小板活性の評価を行う実験例4を行った。この
とき、抗血小板活性の評価は下記の方法で行った。結果
を下記に示す。
【0058】抗血小板活性の評価 ステンレス板上に形成したコーティング被膜の表面に、
血小板数が10×10 4 μlになるように調整した多血
小板血漿100μlを滴下した。室温で30分間インキ
ュベートした後、生理食塩水にて十分にリンスを行っ
た。固定化後、電子顕微鏡により皮膜表面に吸着してい
る血小板を1000倍像にて観察し評価を行った。任意
の5視野における、皮膜表面に吸着している血小板の形
態をその活性度合いによって、下記の3群に分類し、そ
の数をカウントした。また、比較対照としてはステンレ
ス板(SUS316L)を使用した。 typeI型 形態変化をほとんど起こしていない typeII型 義足を出しているものの活性が中程
度であるもの typeIII 型 完全に形態を崩し材料表面に粘着
し、活性度が高い
血小板数が10×10 4 μlになるように調整した多血
小板血漿100μlを滴下した。室温で30分間インキ
ュベートした後、生理食塩水にて十分にリンスを行っ
た。固定化後、電子顕微鏡により皮膜表面に吸着してい
る血小板を1000倍像にて観察し評価を行った。任意
の5視野における、皮膜表面に吸着している血小板の形
態をその活性度合いによって、下記の3群に分類し、そ
の数をカウントした。また、比較対照としてはステンレ
ス板(SUS316L)を使用した。 typeI型 形態変化をほとんど起こしていない typeII型 義足を出しているものの活性が中程
度であるもの typeIII 型 完全に形態を崩し材料表面に粘着
し、活性度が高い
【0059】(実験例1)実施例1で調製したコーティ
ング液で形成した皮膜の表面に吸着した血小板数をカウ
ントした。その結果、typeI型が2個、typeII
型が5個、typeIII 型が2個と吸着した血小板総数
は少なく、また活性化された血小板数も少なく、コーテ
ィング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認された。
ング液で形成した皮膜の表面に吸着した血小板数をカウ
ントした。その結果、typeI型が2個、typeII
型が5個、typeIII 型が2個と吸着した血小板総数
は少なく、また活性化された血小板数も少なく、コーテ
ィング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認された。
【0060】(実験例2)実施例4で調製したコーティ
ング液を用いて形成した皮膜の表面に吸着した血小板数
をカウントした。その結果、typeI型が3個、ty
peII型が8個、typeIII 型が2個と、吸着した血
小板総数は少なく、また活性化された血小板数も少な
く、コーティング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認
された。
ング液を用いて形成した皮膜の表面に吸着した血小板数
をカウントした。その結果、typeI型が3個、ty
peII型が8個、typeIII 型が2個と、吸着した血
小板総数は少なく、また活性化された血小板数も少な
く、コーティング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認
された。
【0061】(実験例3)実施例8で調製したコーティ
ング液を用いて形成された皮膜の表面に吸着した血小板
数をカウントした。その結果、typeI型が4個、t
ypeII型が6個、typeIII 型が3個と、吸着した
血小板数は少なく、また活性化された血小板数も少な
く、コーティング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認
された。
ング液を用いて形成された皮膜の表面に吸着した血小板
数をカウントした。その結果、typeI型が4個、t
ypeII型が6個、typeIII 型が3個と、吸着した
血小板数は少なく、また活性化された血小板数も少な
く、コーティング皮膜の抗血小板活性が高いことが確認
された。
【0062】(実験例4)比較例として、ステンレスで
あるSUS316L板表面に吸着した血小板数をカウン
トした。その結果、typeI型が3個、typeII型
が10個、typeIII 型が30個と、上記実験例1〜
3で評価したものに比べて抗血小板活性が劣っているこ
とが確かめられた。
あるSUS316L板表面に吸着した血小板数をカウン
トした。その結果、typeI型が3個、typeII型
が10個、typeIII 型が30個と、上記実験例1〜
3で評価したものに比べて抗血小板活性が劣っているこ
とが確かめられた。
【0063】また、前記の実施例1、4および8で得ら
れたステントについて、in vivoにおける生体適
合性を評価する実験例5〜7を行った。このとき、生体
適合性の評価は、下記の方法にしたがって、ウサギ腸骨
動脈にステントを留置する実験によって行った。
れたステントについて、in vivoにおける生体適
合性を評価する実験例5〜7を行った。このとき、生体
適合性の評価は、下記の方法にしたがって、ウサギ腸骨
動脈にステントを留置する実験によって行った。
【0064】生体適合性の評価 コーティングされたステントをバルーンカテーテルにマ
ウントし、EOG滅菌を行った。JWウサギ(約3k
g、雄)の頸部をケタミンおよびキシラジン麻酔下にて
剃毛し、イソジン塗布消毒後、右総頸動脈を組織より剥
離した。約150U/kgのヘパリンを耳介静脈より導
入後、剥離した右総頸動脈に予め装填したステントをマ
ウントしたバルーンカテーテルを、シースイントロデュ
ーサーより腸骨動脈に選択的に導入し、留置部位で規定
圧にてステントを拡張した。バルーンを抜去した後、右
総頸動脈を結紮し局所を縫合した。ステント留置から4
週間後、ステント留置時と同様の方法で、シースイント
ロデューサーを左総頸動脈に導入した。X線透視下にて
造影用カテーテルをシースイントロデューサーより血管
内に挿入し、選択的に腹部大動脈(腸骨動脈分枝部より
約3cm上部のところ)までカテーテルを運び、該カテ
ーテルより造影剤を注入し、左右腸骨動脈から左右大腿
動脈の造影を行い、血流の状態を確認した。次いでヘパ
リン加生食による全身灌流を実施した後、10%中性緩
衝ホルマリン液にてステント留置部位付近の血管を固定
化した。十分に固定化した後、標的血管を摘出した。定
法によりステントが留置された血管を樹脂包埋し、病理
標本を作製した。病理標本はH・E染色し、光学顕微鏡
にて観察した。
ウントし、EOG滅菌を行った。JWウサギ(約3k
g、雄)の頸部をケタミンおよびキシラジン麻酔下にて
剃毛し、イソジン塗布消毒後、右総頸動脈を組織より剥
離した。約150U/kgのヘパリンを耳介静脈より導
入後、剥離した右総頸動脈に予め装填したステントをマ
ウントしたバルーンカテーテルを、シースイントロデュ
ーサーより腸骨動脈に選択的に導入し、留置部位で規定
圧にてステントを拡張した。バルーンを抜去した後、右
総頸動脈を結紮し局所を縫合した。ステント留置から4
週間後、ステント留置時と同様の方法で、シースイント
ロデューサーを左総頸動脈に導入した。X線透視下にて
造影用カテーテルをシースイントロデューサーより血管
内に挿入し、選択的に腹部大動脈(腸骨動脈分枝部より
約3cm上部のところ)までカテーテルを運び、該カテ
ーテルより造影剤を注入し、左右腸骨動脈から左右大腿
動脈の造影を行い、血流の状態を確認した。次いでヘパ
リン加生食による全身灌流を実施した後、10%中性緩
衝ホルマリン液にてステント留置部位付近の血管を固定
化した。十分に固定化した後、標的血管を摘出した。定
法によりステントが留置された血管を樹脂包埋し、病理
標本を作製した。病理標本はH・E染色し、光学顕微鏡
にて観察した。
【0065】(実験例5)実施例1で得られたステント
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
【0066】(実験例6)実施例4で得られたステント
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
【0067】(実験例7)実施例8で得られたステント
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
が留置された部位を血管造影検査した結果、留置部は十
分に開存し、血流が確保されていることが確認された。
さらに病理的観察の結果、肥厚はほとんどなく、ステン
ト周囲の炎症反応も見られず、血管内組織適合性を示し
ていた。
【0068】
【発明の効果】本発明の体内埋め込み医療器具は、抗血
栓性および組織適合性に優れ、しかもその優れた特性
を、体内に留置後、長期間にわたって安定的に発揮する
ことができる。そのため、本発明の体内埋め込み医療器
具は、特に、生体の狭窄が起こるような血管、尿管、尿
道、リンパ管等の脈管に留置して十分に内腔を確保する
ために使用されるステントとして好適である。
栓性および組織適合性に優れ、しかもその優れた特性
を、体内に留置後、長期間にわたって安定的に発揮する
ことができる。そのため、本発明の体内埋め込み医療器
具は、特に、生体の狭窄が起こるような血管、尿管、尿
道、リンパ管等の脈管に留置して十分に内腔を確保する
ために使用されるステントとして好適である。
【図1】本発明の体内埋め込み医療器具の具体例である
ステントの一例を示す正面図である。
ステントの一例を示す正面図である。
【図2】図1のステントの展開図である。 1 ステント 2 構成要素 3 接続部 4 環状ユニット 5 連結部
Claims (8)
- 【請求項1】医療器具本体の表面の少なくとも一部を、
カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選ばれる
少なくとも1種の官能基を有する重合体からなる高分子
皮膜材料で被覆してなる体内埋め込み医療器具。 - 【請求項2】前記重合体が、疎水性ビニルモノマーと、
カルボキシル基およびカルボン酸無水物基から選ばれる
少なくとも1種の官能基を有するモノマーとの共重合体
である請求項1に記載の体内埋め込み医療器具。 - 【請求項3】前記重合体が、疎水性ビニルモノマーと、
無水マレイン酸との共重合体である請求項1に記載の体
内埋め込み医療器具。 - 【請求項4】前記疎水性ビニルモノマーが、スチレン、
エチレンおよびメチルビニルエーテルから選ばれる少な
くとも1種である請求項2または3に記載の体内埋め込
み医療器具。 - 【請求項5】前記重合体が、スチレン−無水マレイン酸
共重合体、エチレン−無水マレイン酸共重合体、メチル
ビニルエーテル−無水マレイン酸共重合体、およびこれ
らの共重合体を1価アルコールによって部分的にエステ
ル化してなる部分エステル化共重合体から選ばれる少な
くとも1種である請求項1に記載の体内埋め込み医療器
具。 - 【請求項6】前記1価アルコールが、メチルアルコー
ル、エチルアルコール、プロピルアルコール、イソプロ
ピルアルコール、ブチルアルコール、イソブチルアルコ
ール、2−メトキシエチルアルコールおよびポリエチレ
ングリコールモノアルキルエーテルから選ばれる少なく
とも1種である請求項5に記載の体内埋め込み医療器
具。 - 【請求項7】前記重合体が、4−メタクリロイルオキシ
エチレントリメリット酸無水物およびメタクリロイルオ
キシエチレンフタル酸から選ばれる少なくとも1種に由
来する構造単位を含むビニル系重合体である請求項2に
記載の体内埋め込み医療器具。 - 【請求項8】前記医療器具本体が、ステントである請求
項1〜7のいずれかに記載の体内埋め込み医療器具。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000372376A JP2002172159A (ja) | 2000-12-07 | 2000-12-07 | 体内埋め込み医療器具 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000372376A JP2002172159A (ja) | 2000-12-07 | 2000-12-07 | 体内埋め込み医療器具 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2002172159A true JP2002172159A (ja) | 2002-06-18 |
Family
ID=18841932
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000372376A Withdrawn JP2002172159A (ja) | 2000-12-07 | 2000-12-07 | 体内埋め込み医療器具 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2002172159A (ja) |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2004202238A (ja) * | 2002-12-20 | 2004-07-22 | Biotronik Gmbh & Co Kg | ステント |
WO2005097224A1 (ja) * | 2004-04-08 | 2005-10-20 | Japan Stent Technology Co., Ltd. | ポリマー被覆型ステント |
WO2005110507A1 (ja) * | 2004-05-14 | 2005-11-24 | Japan Stent Technology Co., Ltd. | ガイドワイヤ |
JP2008538933A (ja) * | 2005-03-03 | 2008-11-13 | アイコン メディカル コーポレーション | 医療用部材用の改良された金属合金 |
US8398916B2 (en) | 2010-03-04 | 2013-03-19 | Icon Medical Corp. | Method for forming a tubular medical device |
JP2014133077A (ja) * | 2013-01-11 | 2014-07-24 | Trs:Kk | 潤滑性表面を有する医療用具およびその製造方法 |
US8808618B2 (en) | 2005-03-03 | 2014-08-19 | Icon Medical Corp. | Process for forming an improved metal alloy stent |
WO2015029625A1 (ja) * | 2013-09-02 | 2015-03-05 | テルモ株式会社 | 医療用具およびその製造方法 |
US9107899B2 (en) | 2005-03-03 | 2015-08-18 | Icon Medical Corporation | Metal alloys for medical devices |
US11766506B2 (en) | 2016-03-04 | 2023-09-26 | Mirus Llc | Stent device for spinal fusion |
US11779685B2 (en) | 2014-06-24 | 2023-10-10 | Mirus Llc | Metal alloys for medical devices |
-
2000
- 2000-12-07 JP JP2000372376A patent/JP2002172159A/ja not_active Withdrawn
Cited By (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4504006B2 (ja) * | 2002-12-20 | 2010-07-14 | ビオトロニーク ソシエタス ヨーロピア ウント コンパニー コマンディートゲゼルシャフト | ステント |
JP2004202238A (ja) * | 2002-12-20 | 2004-07-22 | Biotronik Gmbh & Co Kg | ステント |
WO2005097224A1 (ja) * | 2004-04-08 | 2005-10-20 | Japan Stent Technology Co., Ltd. | ポリマー被覆型ステント |
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US8808618B2 (en) | 2005-03-03 | 2014-08-19 | Icon Medical Corp. | Process for forming an improved metal alloy stent |
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WO2015029625A1 (ja) * | 2013-09-02 | 2015-03-05 | テルモ株式会社 | 医療用具およびその製造方法 |
JPWO2015029625A1 (ja) * | 2013-09-02 | 2017-03-02 | テルモ株式会社 | 医療用具およびその製造方法 |
US11779685B2 (en) | 2014-06-24 | 2023-10-10 | Mirus Llc | Metal alloys for medical devices |
US11766506B2 (en) | 2016-03-04 | 2023-09-26 | Mirus Llc | Stent device for spinal fusion |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20080304 |