JP4133207B2 - Method for producing in-vivo stent - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血管、胆管、気管、食道、尿道、その他の臓器などの管腔内に生じた狭窄部若しくは閉塞部の改善に使用される生体内留置用ステントの製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ステントは、血管あるいは他の生体内管腔が狭窄若しくは閉塞する事によって生じる様々な疾患を治療するために、その狭窄若しくは閉塞部位を拡張し、その内腔を確保するために留置される管状の医療用具である。ステントは、体外から体内に挿入するため、挿入時には直径が小さく、目的の狭窄若しくは閉塞部位で拡張もしくは復元させて直径を大きくし、大きくなった状態にて管腔を保持するものである。
ステントは、機能及び拡張様式によって、セルフエクスパンダブルステントとバルーンエクスパンダブルステントに区別される。
バルーンエクスパンダブルステントはステント自体に拡張機能はなく、ステントを目的部位に挿入した後、ステント内にバルーンを位置させてバルーンを拡張させ、バルーンの拡張力によりステントを拡張（塑性変形）させ目的管腔の内面に密着させて固定する。このタイプのステントでは、上記のようなステントの拡張作業が必要になる。
一方、セルフエクスパンダブルステントは基本的に弾性のある素材で作られており、大きさは拡張された最終形状で作られる。セルフエクスパンダブルステントは、ステントを体内に導入するためには、小さく折りたたんで、その形状を拘束する部材（ほとんどの場合はプラスチック製チューブ）の中に入れられ、その部材即ちチューブごと体内に導入し、目的部位でチューブから放出することで、ステントがその弾性により自分自身で拡張する。
【０００３】
バルーンエクスパンダブルステントとセルフエクスパンダブルステントは、拡張様式が異なり、ステントの性質も異なる。これら２種類のステントにはいろいろな長所や短所がある。バルーンエクスパンダブルステントは、ステントがバルーンの拡張に合わせて塑性変形して拡張するものであるから、曲がった血管には曲がった形で塑性変形して埋め込むことができる。しかし、塑性変形であるため、例えば、表在性血管（頚動脈や大腿動脈など体の表面に近い動脈）に埋め込まれた場合、外からの力でステントが塑性変形してしまう恐れがある。そのような部位には、例え外から力がかかって変形しても、ステントの弾性で元の形状に自分の力で戻ることのできるセルフエクスパンダブルステントを植え込むことが一般的である。
一方、セルフエクスパンダブルステントは、それが作られた形状に戻るという性質がある。多くの場合、ステントは長さ方向に真っ直ぐな形状で作られるので、例え、形状を工夫して軽い力で曲がるようにしても、体の中ではステントは真っ直ぐになろうとする。この性質がゆえに、曲がった血管に植え込まれると、ステントはその血管を真っ直ぐにしようとするので、ステントの両端には常にストレスがかかる（特許文献１参照）。
【特許文献１】
特表２００１−５１７５３５号公報
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
そこで、本発明の目的は、セルフエクスパンダブルステントであっても、血管内留置後に、ステントの両端にストレスがかかることが少ない生体内留置用ステントの製造方法を提供するものである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するものは、以下のものである。
【０００６】
（１）生体内挿入前および生体内挿入後のいずれにおいても超弾性を示す超弾性金属により略円筒形状に一体に形成された生体内留置用ステントであり、かつ、該ステントは、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備え、前記環状体は、超弾性による弾性変形が可能であり、該接続部は、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲しており、かつ、前記接続部は、全体が実質的に超弾性を備えない塑性変形可能部となっている生体内留置用ステントの製造方法であって、該製造方法は、留置される生体内部位に適合した外径を有する略円筒形状の超弾性金属パイプを準備し、該超弾性金属パイプの側面を部分的に除去して、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続し、かつ、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲する接続部とを備えるステント基材を形成する工程と、前記ステント基材を装着可能かつ複数の凹部を備えるヒートシンクに、前記ステント基材の各環状体部分が前記ヒートシンク外面に接触し、かつ前記すべての接続部の全体が前記凹部上となり前記ヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、前記ステント基材全体に通電し自己発熱させるとともに前記ヒートシンクに接触する前記環状体が放熱されるようにし、前記ステント基材の前記接続部の全体を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性を付与するための加熱処理工程とを有することを特徴とする生体内留置用ステントの製造方法。
【０００７】
また、上記目的を達成するものは、以下のものである。
（２）生体内挿入前および生体内挿入後のいずれにおいても超弾性を示す超弾性金属により略円筒形状に一体に形成された生体内留置用ステントであり、かつ、該ステントは、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備え、前記環状体は、超弾性による弾性変形が可能であり、前記接続部は、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲しかつ、前記接続部の全体が実質的に超弾性を備えない塑性変形可能部となっている生体内留置用ステントの製造方法であって、
該製造方法は、留置される生体内部位の内径よりも細い外径を有する略円筒形状の超弾性もしくは形状記憶特性を有するもしくは付与可能な金属パイプを準備し、該パイプの側面を部分的に除去して、複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続し、かつ、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲する接続部とを備えるステント基体を形成するステント基体形成工程と、該ステント基体を留置される生体内部位に適合した外径となるまで拡張し、かつ拡張した状態にて熱処理を行い拡張状態における形状の記憶および超弾性の発現を行うステント基体拡張形態形成工程と、前記拡張形態のステント基体を装着可能かつ複数の凹部を備えるヒートシンクに、前記ステント基体の各環状体部分が前記ヒートシンク外面に接触し、かつ前記すべての接続部の全体が前記凹部上となり前記ヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、前記拡張ステント基体全体に通電し自己発熱させるとともに前記ヒートシンクに接触する前記環状体が放熱されるようにし、前記拡張形態となったステント基体の接続部の全体を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性もしくは通常の弾性物性を付与するための加熱処理工程とを有することを特徴とする生体内留置用ステントの製造方法。
【０００８】
【発明の実施の形態】
本発明の実施例のステントについて説明する。
図１は、本発明の実施例のステントの側面図（正面図）であり、図２は、図１に示したステントの展開図であり、図３は、図１に示したステントの部分拡大図であり、図４は、図３に示したステントの接続部が伸展した状態を説明するための説明図であり、図５は、図１に示したステントを縮径させた状態のステントの側面図である。
本発明のステント１は、生体内挿入前および生体内挿入後のいずれにおいても超弾性を示す超弾性金属により略円筒形状に一体に形成された生体内留置用ステントである。ステント１は、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体２（言い換えれば、拡張要素）と、複数の環状体２をステント１の軸方向に配列した状態にて接続する接続部３（言い換えれば、接続要素）とを備える。環状体２は、超弾性による弾性変形が可能であり、接続部３は、全体もしくは一部が実質的に超弾性を備えない塑性変形可能部となっている。
この実施例のステント１は、ステントの軸方向に複数配列された環状体２と、複数の環状体２を接続する接続部３を有する一体物である。
【０００９】
この実施例のステント１では、図１および図２に示すように、超弾性を示す超弾性金属により形成され複数の応力負荷時に外径が縮径する方向への変形を補助する変形補助機能を有する環状体２が、ほぼ直線的に並ぶように配列されている。隣り合う環状体２は、実質的に超弾性を備えず塑性変形可能部となっているあるいは塑性変形可能部を備える接続部３により接続されている。この実施例のステント１は、ステント１の側面全体よりステントの中心方向に負荷をかけると、図５に示す状態に縮径する。
この実施例のステント１では、図１、図２および図３に示すように、拡張保持の役割を担う波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなる複数の環状体２を備え、これらの環状体２は接続部３（コネクター）により隣り合う環状体２が離反しないように接続されている。複数の環状体２は、軸方向に隣り合う波状環状体２の谷部と山部が近接するように軸方向にほぼ直線的に配列されている。
【００１０】
この環状体２は、上記のように波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなるため、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形を補助する変形補助機能を有しており、かつ、超弾性を示す超弾性金属により形成されており、応力負荷を解除することにより作製時の形状に復元する。
これに対して、接続部３は、全部もしくは一部が実質的に超弾性を備えず塑性変形可能となっており、これにより、接続部３でのステント１の塑性変形を可能とするとともに、ステント１の血管などの管腔への留置時にステント１の両端が管腔に与えるストレスを軽減する。このように、接続部３を塑性変形可能とすることにより、曲がった血管等に留置した場合、血管の湾曲に追従して湾曲するとともに湾曲した形状を維持するため、ステント１の両端に負荷が掛かることが少ない。図３は、ステント１の接続部３付近の拡大図を示しており、図３における接続部３（斜線部分）が塑性変形する部分である。そして、このステント１を接続部３（斜線部分）が外側となる状態にて曲げると、図４に示すように、接続部３は伸ばされて塑性変形する。このため、伸展した接続部３により接続されている環状体２間は距離が広がる。また、接続部３の変形は、塑性変形であるので、伸展状態を維持する。なお、接続部３における塑性変形可能部分の占有率は、５０〜１００％が好ましく、特に、８０〜１００％が好ましい。
【００１１】
そして、この実施例のステント１の接続部３は、隣り合う波状環状体２の谷部と近接する波状環状体２の山部を接続するとともに、湾曲もしくは屈曲している。このように、屈曲もしくは湾曲することにより、留置後、ステント１に湾曲する方向に力が負荷されたとき、湾曲の外側に位置する接続部３は、延びることができるため、ステント１は湾曲する力に対向することなく対応でき、留置管腔部位にストレスを与えることが少ない。特に、この実施例のステント１では、接続部３は、ステント１の軸方向に直交する方向に屈曲している。このため、湾曲時の伸展がより確実なものとなっている。なお、接続部３は、ステント１の軸方向に完全に直交するのではなく、所定角度を持って屈曲するものであってもよい。この実施例のステント１では、接続部３は、Ｕ字状となっているが、Ｖ字状でも、Ｓ字状であってもよい。そして、このように接続部３が屈曲もしくは湾曲する場合には、湾曲部もしくは屈曲部が少なくとも塑性変形可能部分となっていることが好ましい。
【００１２】
また、この実施例のステント１では、隣り合う環状体２は複数の接続部３により接続されている。このように、環状体２は複数の接続部３により接続することが好ましい。この場合、接続部３は、ほぼ向かい合う位置に２つ設けること、また、３以上の接続部３をステント１の中心軸に対してほぼ等角度となるように配置することが好ましい。この実施例では、隣り合う環状体２には、複数の近接する谷部と山部が形成されており、その谷部と山部が１つおきに接続部３より接続されている。また、この実施例のステント１では、接続部３は、環状体２に入り込んでいない状態となっている。このため、ステント１は、環状体構成部分と接続部構成部分がステント１の軸方向に並んだ状態となっている。特に、この実施例のステント１では、複数の環状体構成部分と複数の接続部構成部分がステント１の軸方向に交互に並び、両端が環状体構成部分となった状態となっている。このように、ステント１の軸方向において、接続部構成部分をステント１の側面から見た状態において、環状体２内に入り込まずかつ中心軸に対して直交する環状部分に位置するものとすることにより、接続部３の物性変化処理を容易なものとすることができるとともに、接続部３の物性変化処理が環状体２に与える影響を少ないものとすることができる。
【００１３】
そして、ステント１は、留置対象部位により異なるが、一般的に、外径が２．０〜３０ｍｍ、好ましくは２．５〜２０ｍｍ、肉厚が０．０４〜１．０ｍｍ、好ましくは０．０６〜０．５ｍｍのものであり、長さは、１０〜１５０ｍｍ、より好ましくは１５〜１００ｍｍである。特に、血管内留置用ステントの場合には、外径が２．０〜１４ｍｍ、好ましくは２．５〜１０ｍｍ、肉厚が０．０４〜０．３ｍｍ、好ましくは０．０６〜０．２ｍｍのものであり、長さは５〜４０ｍｍ、より好ましくは１０〜３０ｍｍである。
上述したように、この実施例のステント１では、環状体２は、上記のように波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなるものであり、波の数は、６〜３６程度が好適であり、特に、８〜２４が好ましい。環状体２の長さは、１〜１０ｍｍ、より好ましくは１．５〜５ｍｍである。また、環状体２の数は、３〜３０、より好ましくは５〜２０である。そして、環状体２間の距離、言い換えれば、接続部３のステント１の軸方向の長さは、０．１〜５ｍｍ、好ましくは、０．１５〜３ｍｍが好ましい。また、接続部を構成する線状体の幅は、軽い力で曲げられるように線幅は小さい方が好ましい。具体的には、接続部を構成する線状体４の幅は、０．０３〜０．２ｍｍ、より好ましくは０．０５〜０．１ｍｍである。また、接続部３は、直線状態にしたときの長さは、０．１５〜８ｍｍ、好ましくは、０．２〜５ｍｍであることが好ましい。
【００１４】
また、環状体としては、上述した形態のものに限定されるものではない。
例えば、図６に示すような形態の環状体を用いるものであってもよい。
この実施例のステント２０も、上述したステント１と同様に、生体内挿入前および生体内挿入後のいずれにおいても超弾性を示す超弾性金属により略円筒形状に一体に形成された生体内留置用ステントである。
この実施例のステント２０の環状体２１は、側面に形成された複数の切欠部および複数の開口を備える線状構成物からなり、超弾性を示す金属により形成されている。
このステント２０もステントの軸方向に複数配列された環状体２１と、複数の環状体２１を接続する接続部２７を有する一体物である。
【００１５】
この環状体２１では、環状体の端部に切欠部を有するので、環状体２１の端部２３ａ，２３ｂの変形が容易となり、特に、端部の部分的変形が可能となり、留置される血管の変形時に対する応答が良好になる。また、端部２３は、複数のフレーム２６ａの端部により形成されているため、つぶれにくく、十分な強度を有する。また、両端部間には、フレーム２６ａ，２６ｂにより囲まれた開口２４が形成されており、この開口２４は、フレーム２６ａの変形により容易に変形する。このため、環状体２１は、その中央部（フレーム体の中央部）での変形が容易である。
なお、この実施例では、開口２４は、圧し潰された形状の六角形となっており、切欠部２５は二等辺三角形となっている。また、切欠部２５は、それぞれの端部に複数、具体的には６個形成されており、それぞれはほぼ等しい形状となっている。また、開口２４もステント２０の側面を形成するように、複数、具体的には、６個形成されている。なお、切欠部および開口は上記の形状および個数に限定されるものではなく、切欠部としては、３〜１０個、開口としては、３〜１０個程度が好適である。
そして、この実施例のステント２０では、軸方向に上述した環状体２１が複数配列されており、かつ、隣り合う環状体２１は接続部２７により接続された状態となっている。接続部２７は、全体もしくは一部が実質的に超弾性を備えない塑性変形可能部となっている。言い換えれば、接続部２７は、塑性変形可能部となっているもしくは塑性変形可能部を備えている。
【００１６】
この実施例のステント２０では、３つの環状体２１が直線状に配置され、かつ接続部２７より接続された状態となっている。また、接続部２７は、隣り合う環状体２１の頂点と近接する環状体２１の頂点を接続するとともに、湾曲もしくは屈曲している。このように、屈曲もしくは湾曲することにより、留置後、ステント２０に湾曲する方向に力が負荷されたとき、湾曲の外側に位置する接続部２７は、延びることができるため、ステント２０は湾曲する力に対向することなく対応でき、留置管腔部位にストレスを与えることが少ない。特に、この実施例のステント２０では、接続部２７は、ステント２０の軸方向に直交する方向に屈曲している。このため、湾曲時の伸展がより確実なものとなっている。なお、接続部２７は、ステント２０の軸方向に完全に直交するのではなく、所定角度を持って屈曲するものであってもよい。この実施例のステント２０では、接続部２７は、Ｕ字状となっているが、Ｖ字状でも、Ｓ字状であってよい。そして、このように接続部２７が屈曲もしくは湾曲する場合には、湾曲部もしくは屈曲部が少なくとも塑性変形可能部分となっていることが好ましい。なお、接続部２７における塑性変形可能部分の占有率は、５０〜１００％が好ましく、特に、８０〜１００％が好ましい。
【００１７】
また、この実施例のステント２０では、隣り合う環状体２１は複数の接続部２７により接続されている。このように、環状体２１は複数の接続部２７により接続することが好ましい。この場合、接続部２７は、ほぼ向かい合う位置に２つ設けること、また、３以上の接続部２７をステント２０の中心軸に対してほぼ等角度となるように配置することが好ましい。この実施例では、接続部２７は、ほぼ向かい合う位置に２つ設けられている。
また、この実施例のステント２０においても、接続部２７は、環状体２１に入り込んでいない状態となっている。このため、ステント２０は、環状体構成部分と接続部構成部分がステント２０の軸方向に並んだ状態となっている。特に、この実施例のステント２０では、複数の環状体構成部分と複数の接続部構成部分がステント２０の軸方向に交互に並び、両端が環状体構成部分となった状態となっている。このように、ステント２０の軸方向において、接続部構成部分をステント２０の側面から見た状態において、環状体２１内に入り込まずかつ中心軸に対して直交する環状部分に位置するものとすることにより、接続部２７の物性変化処理を容易なものとすることができるとともに、接続部２７の物性変化処理が環状体２１に与える影響を少ないものとすることができる。
【００１８】
この実施例のステント２０のような環状体２１の場合には、環状体２１の長さは、２〜４ｍｍ、より好ましくは２．５〜３．５ｍｍである。また、環状体２１の数は、３〜３０、より好ましくは５〜２０である。そして、環状体２１間の距離、言い換えれば、接続部２７のステント２０の軸方向の長さは、０．１〜５ｍｍ、好ましくは０．１５〜３ｍｍが好ましい。また、環状体２１を構成する線状体（フレーム）の幅は、０．０８〜０．３ｍｍ、より好ましくは０．１〜０．２ｍｍである。また、接続部２７は、直線状態にしたときの長さは、０．１５〜８ｍｍ、好ましくは０．２〜５ｍｍであることが好ましい。また、接続部２７を構成する線状体の幅は、軽い力で曲げられるように線幅は小さい方が好ましい。具体的には、接続部２７を構成する線状体の幅は、０．０３〜０．２ｍｍ、より好ましくは０．０５〜０．１ｍｍである。
【００１９】
さらに、ステントとしては、図７に示すステント３０のように、両端部に台形状の切欠部が形成されるとともに、中央部にハニカム状に複数の六角形の開口が形成された環状体３１を用いるものでもよい。なお、接続部２７については上述した実施例と同様に、全体もしくは一部が塑性変形可能なものとなっている。
また、ステントの形態としては、上述した形態ものに限定されるものではない。
図８は、本発明の実施例のステントの側面図（正面図）であり、図９は、図８に示したステントの展開図であり、図１０は、図８に示したステントの部分拡大図である。
この実施例のステント５０では、図８および図９に示すように、拡張保持の役割を担う波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなる複数の環状体２を備え、これらの環状体２は接続部５３（コネクター）により隣り合う環状体２が離反しないように接続されている。複数の環状体２は、軸方向に隣り合う波状環状体２の谷部と山部が向かい合うように軸方向にほぼ直線的に配列されている。
【００２０】
接続部５３は、全部もしくは一部が実質的に超弾性を備えず塑性変形可能となっており、これにより、接続部５３でのステント５０の塑性変形を可能とするとともに、ステント５０の血管などの管腔への留置時にステント５０の両端が管腔に与えるストレスを軽減する。このように、接続部５３を塑性変形可能とすることにより、曲がった血管等に留置した場合、血管の湾曲に追従して湾曲するとともに湾曲した形状を維持するため、ステント５０の両端に負荷が掛かることが少ない。図１０は、ステント５０の接続部５３付近の拡大図を示しており、図１０における接続部５３（斜線部分）が塑性変形性を有するまたは通常の弾性変形をする部分である。そして、このステント５０では、それを曲げると、接続部５３は塑性変形する。なお、接続部５３における塑性変形可能部分の占有率は、１０〜１００％が好ましく、特に、４０〜１００％が好ましい。ここでいう通常の弾性変形とは超弾性に到達しない弾性変形状態をいう。
【００２１】
そして、この実施例のステント５０の接続部５３は、隣り合う波状環状体２の谷部と近接する波状環状体２の山部を接続する。この接続部５３は、直線状のものとなっている。また、この実施例のステントでは、隣り合う波状環状体２の谷部と近接する波状環状体２の最も近接する山部の隣の山部とを接続しており、斜めとなっている。つまり、ステント５０では、接続部５３は、ステントの中心軸に対して所定角度斜めとなっている。
また、この実施例のステント５０では、隣り合う環状体２は複数の接続部５３により接続されている。このように、環状体２は複数の接続部５３により接続することが好ましい。接続部５３が２カ所の場合は、ほぼ向かい合う位置に２つ設けること、また、３以上の接続部５３をステント５０の中心軸に対してほぼ等角度となるように配置することが好ましい。
【００２２】
この実施例では、隣り合う環状体２には、複数の近接する谷部と山部が形成されており、その谷部と最も近接する山部の隣の山部が１つおきに接続部５３より接続されている。また、同じ環状体を接続する接続部５３は、それぞれが平行となっている。軸方向に隣り合う接続部５３は、２つずれた谷部と谷部を接続している。さらに、接続部５３は、軸方向に隣り合う接続部５３は、傾斜方向が異なるものとなっている。図９に示すように、図面上において最も上方に位置する接続部５３は左斜め下方に延びているのに対して、その接続部５３の下方に位置する接続部５３は、右斜め下方に延びるものとなっている。そして、この実施例のステント５０では、接続部５３および接続部５３と連結する環状体２の直線部分は、ステントの軸方向に延びるジグザグ状となっている。また、この実施例のステント５０では、接続部５３は、環状体２に入り込んでいない状態となっている。
具体的には、図８および図９に示す実施例のステント５０では、環状体のジグザグの数が１６であり、接続部はステントの中心軸に対して等角度となるよう（等配に）８カ所設けてある。このステント５０では、複数の環状体の山部と谷部が隣り合うように配列されているが、接続部はステントの中心軸に対して斜行するようにある環状体の山部から隣接する環状体の谷部にかけて設けられている。また、接続部は環状体に入り込まない状態になっている。
【００２３】
また、ステントの形態としては、上述した形態ものに限定されるものではない。
図１１は、本発明の実施例のステントの側面図であり、図１２は、図１１に示したステントの展開図であり、図１３は、図１１に示したステントの部分拡大図である。
この実施例のステント６０の構成は、上述したステント５０とほぼ同じである。相違は、接続部５３がステントの軸方向（言い換えれば、中心軸））に対してほぼ平行となっている点である。図１１および図１２に示すように、拡張保持の役割を担う波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなる複数の環状体２を備え、これらの環状体２は接続部５３（コネクター）により隣り合う環状体２が離反しないように接続されている。複数の環状体２は、軸方向に隣り合う波状環状体２の山部と山部が軸方向にほぼ直線的となるように配列されている。同様に、複数の環状体２は、軸方向に隣り合う波状環状体２の谷部と谷部も軸方向にほぼ直線的となるように配列されている。つまり、各環状体２は同じ形態かつ同じ配置となっている。接続部５３は、全部もしくは一部が実質的に超弾性を備えず塑性変形可能となっている。図１３は、ステント６０の接続部５３付近の拡大図を示しており、図１３における接続部５３（斜線部分）が塑性変形する部分である。そして、このステント６０を接続部５３（斜線部分）が外側となる状態にて曲げると、接続部５３は塑性変形する。なお、接続部５３における塑性変形可能部分の占有率は、１０〜１００％が好ましく、特に、４０〜１００％が好ましい。
【００２４】
そして、この実施例のステント６０の接続部５３は、隣り合う波状環状体２の谷部と近接する波状環状体２の谷部を接続する。この接続部５３は、直線状のものとなっている。ステント６０では、接続部５３は、ステントの中心軸に対して平行となっている。
また、この実施例のステント６０では、隣り合う環状体２は複数の接続部５３により接続されている。このように、環状体２は複数の接続部５３により接続することが好ましい。接続部５３が２カ所の場合は、接続部５３は、ほぼ向かい合う位置に２つ設けること、また、３以上の接続部５３をステント６０の中心軸に対してほぼ等角度となるように配置することが好ましい。この実施例では、隣り合う環状体２には、複数の近接する谷部と山部が形成されており、その谷部と最も近接する谷部が３つおきに接続部５３より接続されている。また、接続部５３はそれぞれが平行となっている。また、この実施例のステント６０では、接続部５３の一部が環状体２に入り込んだ状態となっている。さらに、接続部５３は、軸方向に連続しないように設けられている。この実施例のステント６０では、軸方向に隣り合う接続部５３は、２つずれた谷部と谷部を接続している。
【００２５】
具体的には、図１１および図１２に示す実施例のステント６０では、環状体のジグザグの数は１２であり、接続部５３は、ステントの中心軸に対して等配に３カ所ずつ設けてある。このステント６０では、複数の環状体の谷部と谷部が隣り合うように配列されており、接続部はステントの中心軸と並行である。また、接続部はある環状体の谷部から隣接する環状体の谷部にかけて設けてあり、接続部が環状体の線状体の間に入り込む部分がある。これらの形状にすることで、ジグザグの環状体の長さに比べて接続部の長さを相対的に長くし、ステントが接続部で容易に湾曲変位することが出来る。
そして、ステント５０およびステント６０は、留置対象部位により異なるが、一般的に、外径が２．０〜３０ｍｍ、好ましくは２．５〜２０ｍｍ、肉厚が０．０４〜１．０ｍｍ、好ましくは０．０６〜０．５ｍｍのものであり、長さは、１０〜１５０ｍｍ、より好ましくは１５〜１００ｍｍである。特に、血管内留置用ステントの場合には、外径が２．０〜１４ｍｍ、好ましくは２．５〜１０ｍｍ、肉厚が０．０４〜０．３ｍｍ、好ましくは０．０６〜０．２ｍｍのものであり、長さは５〜８０ｍｍ、より好ましくは１０〜６０ｍｍである。
【００２６】
上述したように、この実施例のステント５０および６０では、環状体２は、上記のように波状（ジグザグ状）かつ環状につながった線状体４からなるものであり、波の数は、６〜３６程度が好適であり、特に、８〜２４が好ましい。環状体２の長さは、１〜１０ｍｍ、より好ましくは１．５〜５ｍｍである。また、環状体２の数は、３〜３０、より好ましくは５〜２０である。そして、環状体２間の距離は、２〜７ｍｍが好ましい。また、接続部５３の長さは、２〜１０ｍｍが好ましい。また、接続部を構成する線状体の幅は、軽い力で曲げられるように線幅は小さい方が好ましい。具体的には、接続部５３を構成する線状体４の幅は、０．０３〜０．２ｍｍ、より好ましくは０．０５〜０．１２ｍｍである。
さらに、この実施例のステント５０およびステント６０では、図８、図９、図１１および図１２に示すように、ステントの両端に位置する環状体２の外端を形成する屈曲部の頂点部分５５は、膨出形状となっていることが好ましい。このようにすることにより、ステントの外端が生体内壁に与える負荷を軽減する。膨出形状としては、図８および図１１に示すような略円状とすることが好ましい。
【００２７】
さらに、この実施例のステント５０およびステント６０のように、Ｘ線不透過性材料製マーカ５６を設けることが好ましい。Ｘ線不透過材料製マーカ５６は、ステントの端部側に設けることが好ましい。特に、両端部側にそれぞれ設けることが好ましい。具体的には、図８、図９、図１１および図１２に示すように、両端側にそれぞれ複数のＸ線不透過材料製マーカー５６を設けることが好ましい。この実施例のステント５０およびステント６０では、最も一端部側に位置する接続部５３にＸ線不透過材料製マーカ５６が設けられている。また、最も他端部側に位置する複数の接続部５３にもマーカ５６が設けられている。
Ｘ線不透過材料製マーカー５６は、ステントに形成された小開口を閉塞するようにステントに固定されている。このようなマーカーは、例えば、ステントに形成された小開口に、この小開口より若干小さいＸ線造影用物質の円盤状部材を配置し両面より押圧してかしめることにより取り付けられることが好ましい。なお、Ｘ線不透過材料製マーカーとしては、どのようなものであってもよく、上記のようなものに限定されない。例えば、Ｘ線造影性物質をステントの外面に被覆すること、またＸ線造影性物質により形成された線材を巻き付けたもの、さらには、Ｘ線造影性物質により形成されたリング状部材を取り付けたものなどであってもよい。なお、Ｘ線不透過材料製マーカーの形成材料としては、例えば、金、白金、タングステン、タンタルあるいはそれらの合金、あるいは銀−パラジウム合金等が好適である。また、上述した実施例のステント１，２０，３０にも上記のようなＸ線不透過性材料製マーカ５６を設けてもよい。
【００２８】
そして、上述したすべての実施例のステントにおいて、ステントを形成する超弾性金属としては、超弾性合金が好適に使用される。ここでいう超弾性合金とは一般に形状記憶合金といわれ、少なくとも生体温度（３７℃付近）で超弾性を示すものである。特に好ましくは、４９〜５３原子％ＮｉのＴｉＮｉ合金、３８．５〜４１．５重量％ＺｎのＣｕ−Ｚｎ合金、１〜１０重量％ＸのＣｕ−Ｚｎ−Ｘ合金（Ｘ＝Ｂｅ，Ｓｉ，Ｓｎ，Ａｌ，Ｇａ）、３６〜３８原子％ＡｌのＮｉ−Ａｌ合金等の超弾性金属体が好適に使用される。特に好ましくは、上記のＴｉＮｉ合金である。また、Ｔｉ−Ｎｉ合金の一部を０．０１〜１０．０％Ｘで置換したＴｉ−Ｎｉ−Ｘ合金（Ｘ＝Ｃｏ，Ｆｅ，Ｍｎ，Ｃｒ，Ｖ，Ａｌ，Ｎｂ，Ｗ，Ｂなど）とすること、またはＴｉ−Ｎｉ合金の一部を０．０１〜３０．０％原子で置換したＴｉ−Ｎｉ−Ｘ合金（Ｘ＝Ｃｕ，Ｐｂ，Ｚｒ）とすること、また、冷間加工率または／および最終熱処理の条件を選択することにより、機械的特性を適宜変えることができる。また、上記のＴｉ−Ｎｉ−Ｘ合金を用いて冷間加工率および／または最終熱処理の条件を選択することにより、機械的特性を適宜変えることができる。
そして、使用される超弾性合金の座屈強度（負荷時の降伏応力）は、５〜２００ｋｇ／ｍｍ２（２２℃）、より好ましくは、８〜１５０ｋｇ／ｍｍ２、復元応力（除荷時の降伏応力）は、３〜１８０ｋｇ／ｍｍ２（２２℃）、より好ましくは、５〜１３０ｋｇ／ｍｍ２である。ここでいう超弾性とは、使用温度において通常の金属が塑性変形する領域まで変形（曲げ、引張り、圧縮）させても、変形の解放後、加熱を必要とせずにほぼ元の形状に回復することを意味する。
【００２９】
そして、ステントは、例えば、超弾性金属パイプを用いて、ステント非構成部分を除去（例えば、切削、溶解）することに作製され、これにより、一体形成物となっている。
なお、本発明のステントの形成に用いられる超弾性金属パイプは、不活性ガスまたは真空雰囲気にて溶解しＴｉ−Ｎｉ合金などの超弾性合金のインゴットを形成し、このインゴットを機械的に研磨し、続いて、熱間プレスおよび押し出しにより、太径パイプを形成し、その後順次ダイス引き抜き工程および熱処理工程を繰り返すことにより、所定の肉厚、外径のパイプに細径化し、最終的に表面を化学的または物理的研磨することにより製造することができる。
そして、この超弾性金属パイプによるステント基材の形成は、レーザー加工（例えば、ＹＡＧレーザー）、放電加工、化学エッチング、切削加工などにより行うことができ、さらにそれらの併用により行ってもよい。
【００３０】
また、本発明のステントは、内面または外面、さらには両面に生体適合性材料を被覆してもよい。生体適合性材料としては、生体適合性材料を有する合成樹脂または金属が考えられる。ステントの表面を不活性な金属で被覆する方法としては、電気メッキ法を用いた金メッキ、蒸着法を用いたステンレスメッキ、スパッタ法を用いたシリコンカーバイド、窒化チタンメッキ、金メッキなどが考えられる。
また、合成樹脂としては、熱可塑系または熱硬化系の樹脂から選択できるが、例えば、ポリオレフィン（例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、エチレン−プロピレン共重合体など）、ポリ塩化ビニル、エチレン−酢酸ビニル共重合体、ポリアミドエラストマー、ポリウレタン、ポリエステル、フッ素樹脂、シリコーンゴム等が使用でき、好ましくは、ポリオレフィン、ポリアミドエラストマー、ポリエステルあるいはポリウレタン、また、生体内分解性樹脂（例えば、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、両者のコポリマー）である。合成樹脂被膜は、ステントを構成するフレームの湾曲の妨げにならない程度に柔軟であることが好ましい。合成樹脂被膜の肉厚は、５〜３００μｍ、好ましくは、１０〜２００μｍである。
【００３１】
ステントの表面に合成樹脂を薄く被覆する方法としては、例えば、溶融状態または溶液状態の合成樹脂の中に、超弾性金属パイプを挿入して被覆する方法、モノマーを超弾性金属パイプの表面で重合させながら被覆する化学蒸着などがある。極薄な樹脂被覆が要求される場合は、希薄溶液を用いた被覆、または化学蒸着が好適である。
さらに、より生体適合性材料を向上させるために、上記樹脂被膜に抗血栓性材料を被覆または固定してもよい。抗血栓性材料として、公知の各種の樹脂を単独または混合して使用することができるが、例えば、ポリヒドロキシエチルメタアクリレート、ヒドロキシエチルメタアクリレートとスチレンの共重合体（例えば、ＨＥＭＡ−Ｓｔ−ＨＥＭＡブロック共重合体）などが好適に使用できる。
【００３２】
次に、本発明のステントの製造方法について説明する。
本発明のステントの製造方法では、留置される生体内部位に適合した外径を有する略円筒形状の超弾性金属パイプを準備し、該超弾性金属パイプの側面を部分的に除去して、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備えるステント基材を形成する工程と、このステント基材の接続部を加熱し、接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性を付与するための加熱処理工程とが少なくとも行われる。
超弾性金属パイプは、不活性ガスまたは真空雰囲気にて溶解しＴｉ−Ｎｉ合金などの超弾性合金のインゴットを形成し、このインゴットを機械的に研磨し、続いて、熱間プレスおよび押し出しにより、太径パイプを形成し、その後順次ダイス引き抜き工程および熱処理工程を繰り返すことにより、所定の肉厚、外径のパイプに細径化し、最終的に表面を化学的または物理的研磨することにより製造される。
【００３３】
そして、超弾性金属パイプの側面を部分的に除去して、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備えるステント基材を形成する工程は、例えば、レーザー加工（例えば、ＹＡＧレーザー）、放電加工、機械研磨などによる切削加工、または化学エッチングなどにより行うことができる。さらにそれらの併用により行ってもよい。そして、このように、パイプの加工によりステントを形成しているので、パイプの外径がそのままステントの外径となり、作製後の寸法精度が高く、生体内に留置したときに作製形状への復帰が確実であり、狭窄部の改善を確実に行うことができる。
【００３４】
具体的には、ステント基材形性工程では、まず、超弾性金属パイプを放電加工により、ステント基材とならない部分を加熱熔融させて除去し、ステント基材のほぼ目的形状に初期加工する一次加工工程を行う。続いて、一次加工処理したステント形成体のエッジを削りとる面取り工程（二次加工）を行う。面取り工程は、例えば、硬質微粒子を用いたブラスト処理することにより行われる。このブラスト処理によりバリ取りおよび面取りが行われる。そして、一次加工時にステント形成体の周縁に熱変性部分が形成される場合には、それを除去するために、熱変性部分処理工程（三次加工、化学エッチング）を行ってもよい。この熱変性部分処理工程は、例えば、フッ酸と硝酸の混合液に少量の過酸化水素液を混合した変性部処理液にブラスト処理したステント形成体を浸漬することにより行われる。なお、化学エッチング（熱変性部分処理工程）によって、バリ取りおよび面取りを同時に行ってもよく、この場合には、ブラスト処理工程は行わなくてもよい。
また、超弾性金属パイプより、ステント基材を形成する工程における上記の一次加工は、準備された所定の外径の超弾性金属パイプをレーザー装置（例えば、ＹＡＧレーザー装置）によりレーザー加工することにより行うことが好ましい。
【００３５】
また、超弾性金属パイプより、ステント基材を形成する工程は、以下のようにフォトファブリケーション技術を用いて行ってもよい。
この方法では、最初に超弾性金属パイプの内面、外面の脱脂、洗浄を行う。脱脂および洗浄は、例えば、界面活性剤水溶液中への浸漬、ＲＯ水中への浸漬、ヘキサンなどの洗浄用有機溶媒中への浸漬により行われる。そして、乾燥させた後、超弾性金属パイプの外面および内面にフォトレジストを塗布する。フォトレジストとしては、ポジ型、ネガ型のいずれでもよく、さらに、ＵＶレジスト、電子線レジスト、Ｘ線レジストでもよい。フォトレジストの膜厚としては、０．５〜４μｍ程度が好適である。そして、フォトレジスト膜のパイプへの密着性を高めるために、８０〜９０℃程度で加熱処理（プリベーキング）を行う。
【００３６】
続いて、ステント基材の形状に対応した模様を有するマスキングフィルム（フォトレジストがポジ型、ネガ型により相違する）を超弾性金属パイプの外面に巻き付け真空密着させた後、露光作業を行う。露光作業は、例えば、超高圧水銀灯を用いて行うことができる。また、この際に全体に確実に照射されるように超弾性金属パイプを回転させながら行うことが好ましい。そして、現像処理を行う。現像処理は、超弾性金属パイプをフォトレジスト現像液に浸漬することにより行われる。続いて、１２０〜１４５℃に加熱しポストベーキング処理する。これにより、マスキング工程が終了する。
【００３７】
このようにして、超弾性金属パイプのステント基材非形成部分には、フォトレジストが存在せず、ステント基材形成部分には、硬化したフォトレジストが存在する超弾性金属パイプが作製される。エッチング液にこのステント形成体を浸漬し、ステント基材非形成部分を溶解し除去する。超弾性金属パイプのステント基材非形成部分はエッチング液に接触するため溶解し、超弾性金属パイプのステント基材形成部分は硬化したフォトレジストによりエッチング液に接触しないため溶解されない。このエッチング液処理により、ステントのほぼ外形をしたステント基材が作製される。そして、ステント基材の表面に付着している硬化フォトレジストを除去する。この処理は、硬化フォトレジストを溶解する溶液にステントを浸漬することにより行われる。さらに、ステントの周縁に形成されたバリの除去および面取りのために、上述のようにブラスト処理する。さらに、エッチング液に浸漬し、表面処理を行う。これにより、ステント基材が作製される。
さらに、必要により、ステントに金属メッキまたは樹脂被膜の形成工程が行われる。金属メッキ方法としては、電気メッキ法を用いた金メッキ、蒸着法を用いたステンレスメッキ、スパッタ法を用いたシリコンカーバイド、窒化チタンメッキ、金メッキなどが考えられる。
上記のようにして形成されるステント基材の形状は、上述した実施例のステント１，２０，３０，５０，６０のいずれかであることが好ましい。特に、ステント１が好ましい。しかし、ステント基材の形状は、それらに限定されるものではない。
【００３８】
次に、このステント基材の接続部を加熱し、接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性を付与するための加熱処理工程を行う。
接続部の加熱処理工程は、個々の接続部の両端部間に通電し接続部の持つ電気抵抗による発熱により行う方法（電気抵抗法）、個々の接続部へのレーザー照射により行う方法（レーザー加熱法）、半田ごてのような高熱物を個々の接続部に押し当てる方法（直接加熱法）などにより行うことができる。
電気抵抗法を用いる場合には、個々の接続部の両端、即ち、加熱したい部分のみに高圧の電気を印加し、超弾性金属の電気抵抗により加熱させるのである。この方法は瞬時に通電することで高熱を加えられ、通電を終了することによって急激に冷却されるので、加熱のコントロールが容易である。さらに、この方法を用いる場合には、接続部の長さがある程度長い方が抵抗が高くなり効率的である。また、レーザー加熱法の場合には、レーザーとして、ＹＡＧレーザー、半導体励起レーザーなどを用いることが好ましく、出力や焦点距離を調整することで、加熱エネルギーを調整することができる。
直接加熱法を用いる場合には、加熱したい接続部の長さ部分を有する半田ごてを用いることが好ましい。
【００３９】
上記のいずれの方法においても、ステント基材における接続部は、ステント基材の軸に直交する環状部分に配置された形態となっているものを用いることが好ましい。このようなステント基材を用いることにより、加熱処理工程を容易に行うことができる。具体的には、ステント基材を装置に固定し、間歇的にステント基材を回転させて、１つの環状部分に設けられている接続部の加熱処理を行うことができる。そして、１つの環状部分の接続部の処理が終了した後、ステント基材もしくは加熱基材を軸方向に移動させ、他の環状部分の接続部の加熱処理を順次行うものとなる。
そして、ステント基材を間歇的に回転させて、停止時に電気抵抗法の場合には通電用接点を接続部に接触させ加熱し、レーザー照射法の場合には、レーザーを照射し、直接加熱の場合には熱源を接触させる。そして、１つの環状部分における加熱対象の接続部すべての加熱処理が終了した後、他の環状部分における接続部の加熱処理を順次行う。
接続部の加熱処理における加熱温度は、超弾性合金の金属組成、超弾性付与のための温度処理条件などによっても異なるが、接続部の弾性変形消失部位における加熱温度は、４００度から６００度であることが好ましく、特に、４５０度から５５０度が好ましい。
【００４０】
また、加熱処理工程は、ステント基材を装着可能かつ複数の凹部を備えるヒートシンクに、ステント基材の各環状体部分が前記ヒートシンク外面に接触し、かつ、すべての接続部もしくは一部の接続部の全体もしくは一部分が凹部上となりヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、拡張ステント基材全体に通電し自己発熱させるとともにヒートシンクに接触する前記環状体が放熱されるように行うものであってもよい。
この加熱処理工程は、後述する生体内留置用ステントの製造方法における加熱処理工程と同じであり、後述の説明を参照するものとする。
また、本発明の生体内留置用ステントの製造方法は下記のようなものであってもよい。
この発明の生体内留置用ステントの製造方法は、留置される生体内部位の内径よりも細い外径を有する略円筒形状の超弾性もしくは形状記憶特性を有するもしくは付与可能な金属パイプを準備し、パイプの側面を部分的に除去して、複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備えるステント基体を形成するステント基体形成工程と、ステント基体を留置される生体内部位に適合した外径となるまで拡張し、かつ拡張した状態にて熱処理を行い拡張状態における形状の記憶および超弾性の発現を行うステント基体拡張形態形成工程と、拡張形態となったステント基体の接続部の全体もしくは一部を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性を付与するための加熱処理工程とを有するものである。
【００４１】
そこで、各工程について説明する。
最初に、ステント基体形成工程が行われる。
このステント基体形成工程では、まず、留置される生体内部位の内径よりも細い外径を有する略円筒形状の超弾性もしくは形状記憶特性付与可能な金属パイプを準備する。
準備する金属パイプとしては、すでに超弾性もしくは形状記憶特性を備えるものであってもよく、また、後述する工程により超弾性もしくは形状記憶特性が付与可能なものであってもよい。
金属パイプは、不活性ガスまたは真空雰囲気にて溶解しＴｉ−Ｎｉ合金などの超弾性付与可能な合金のインゴットを形成し、このインゴットを機械的に研磨し、続いて、熱間プレスおよび押し出しにより、太径パイプを形成し、その後順次ダイス引き抜き工程および熱処理工程を繰り返すことにより、所定の肉厚、外径のパイプに細径化し、最終的に表面を化学的または物理的研磨することにより製造される。
【００４２】
そして、パイプの側面を部分的に除去して、複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備えるステント基体の形成を行う。この工程は、例えば、レーザー加工（例えば、ＹＡＧレーザー）、放電加工、機械研磨などによる切削加工、または化学エッチングなどにより行うことができる。さらにそれらの併用により行ってもよい。
次に、上記のように作製されたステント基体を留置される生体内部位に適合した外径となるまで拡張し、かつ拡張した状態にて熱処理を行い拡張状態における形状の記憶および超弾性の発現を行うステント基体拡張形態形成工程を行う。
上記のように作製されたステント基体を留置される生体内部位に適合した外径となるまで拡張する工程は、例えば、一端がステント基体より外径が小さく、ステント基体内に挿入可能なテーパー部を備え、このテーパー部と連続するステント拡張状態の外径を備える大径部を備える芯金を用いることにより行うことができる。この芯金のテーパー部端部よりステント基体を被せ、さらに芯金の大径部にステント基体を押し込むことにより、ステント基体は拡張される。また、この拡張工程は、段階的に行ってもよい。具体的には、大径部の外径が異なる複数の芯金を準備する。そして、細径の芯金を用いた上記の拡張工程（１次拡張）を行い、次に、外径の大きい芯金を用いた拡張工程（２次拡張）を行う。さらに、必要により外径の大きい芯金を用いた拡張工程（３次拡張）を行う。
【００４３】
そして、ステント基体を拡張した状態にて熱処理を行い拡張状態における形状の記憶および超弾性の発現を行う工程は、例えば、上記の芯金の大径部にステント基体が位置している状態にて、ステント基体をヒーターなどの加熱手段により加熱し、拡張状態における形状記憶および超弾性を付与させる。つまり、ステント気体を芯金に嵌めた状態で加熱することにより、ステントの記憶形状が芯金の大径部の外径となるように熱処理を行う。熱処理時の雰囲気は、アルゴン、窒素などの不活性雰囲気とすることが好ましい。なお、熱処理時の雰囲気としては、空気であってもよい。
この工程（熱処理工程）における加熱温度および加熱時間は、使用する金属によっても相違するが、拡張ステント基体が、３５０〜５５０℃となった状態が、５〜２０分維持されるように行うことが好ましい。
そして、ステント基体を冷却した後、芯金より取り外される。この冷却は、空冷することが好ましい。具体的には、急冷することが好ましい。この工程により得られたステント基体は、その形態において接続部を含む全体が超弾性特性（または形状記憶特性）を備えている。
【００４４】
次に、上述の工程により拡張形態となりかつ超弾性を有するステント基体の接続部の全体もしくは一部を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性もしくは通常の弾性物性を付与するための加熱処理工程を行う。
この加熱処理工程は、拡張形態のステント基体を装着可能かつ複数の凹部８１を備えるヒートシンク８０に、ステント基体１００の各環状体部分２がヒートシンク８０外面に接触し、かつ、すべての接続部５３もしくは一部の接続部の全体もしくは一部分が凹部８１上となりヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、拡張ステント基体１００の全体に通電し自己発熱させるとともにヒートシンク８０に接触する環状体が放熱されるように行うものであることが好ましい。
図１４は、加熱処理工程に使用される加熱処理装置の一例を説明するための説明図である。
【００４５】
加熱処理装置７０は、ステント加熱装置７１と、このステント加熱装置７１に電流を供給するための電源装置７２と、ステントの加熱状態を把握するための加熱状態把握装置７３と、加熱状態把握装置により把握された加熱状態情報を用いて電源装置７２を制御するための制御装置７４と、加熱処理されるステントを冷却するための冷却装置７５を備えている。
ステント加熱装置７１は、加熱処理対象のステントを装着するためのヒートシンク８０と、ヒートシンク把持部８２ａ，８２ｂと、ステントに通電するための電極８４ａ，８４ｂと、電極８４ａ、８４ｂを電源装置７２と接続するための接続端子８５を備えている。
【００４６】
ヒートシンク８０は、図１５に示すように、拡張形態のステント基体を装着可能かつ複数の凹部８１を備えている。具体的には、ヒートシンク８０は、表面が絶縁処理されたベースシャフト８６と、このベースシャフトに、所定距離離間して固定された導電性材料により形成された電極取付用筒状体８７ａ，８７ｂと、この電極取付用筒状体８７ａ，８７ｂ間に、それぞれが接触しないように配置され、かつ導電性材料により形成されたリング状部材８８を備えている。そして、電極取付用筒状体８７ａ，８７ｂおよびリング状部材８８間により、上記の凹部８１が複数形成されている。また、ベースシャフト８６としては、この実施例では、伝熱性の良好な金属パイプが用いられるとともに、パイプ内に、冷却装置により循環される冷却液が流通するものとなっている。ベースシャフト８６としては、表面が絶縁処理されたアルミニウムパイプが好適である。ベースシャフト８６の絶縁処理としては、シャフトの表面に絶縁性被膜を設けることが好ましい。絶縁被膜としては、ＰＴＦＥ、ＥＴＦＥなどのフッ素系樹脂、さらには、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、フェノール樹脂、ポリイミド樹脂、メラミン樹脂、ユリア樹脂などの熱硬化型樹脂が好適である。また、被膜の厚さとしては、２０μｍ〜５０μｍ程度が好適である。また、ベースシャフト８６として、アルミパイプを用いる場合には、アルマイト処理により絶縁処理することが好ましい。この場合、アルマイトの厚さとしては、１５μｍ〜５０μｍ程度が好適である。
また、電極取付用筒状体８７ａ，８７ｂおよびリング状部材８８は、金属製であることが好ましく、例えば、銅または真鍮が好適である。
【００４７】
冷却装置７５は、冷却液タンク９２、通液管９３，９４、ポンプ９５、ベースシャフト８６へのコネクター７６ａ，７６ｂを備えている。そして、冷却液タンク９２内の冷却液９２ａは、ポンプ９５により、通液管９３、コネクター７６ｂ、ベースシャフト８６内、コネクター７６ａ、通液管９４を通り、タンク９２に戻り、循環される。冷却液としては、水、ポリエチレングリコールなどが用いられる。冷却液タンクは、収納する冷却液量が多いものであれば熱が自然に放熱されるので格別な冷却手段は不要である。なお、少ない冷却液を用いる場合には、冷却液を冷却するためのチラーなどの冷却手段を設けることが望ましい。
なお、冷却装置としては、冷却液を用いるものに限定されるものではなく、冷却モジュールを用いるものであってもよい。冷却モジュールを用いる場合には、ベースシャフトに直接取付ればよく、この場合には、ベースシャフトとしては中実のものを用いることが好ましい。冷却モジュールとしては、例えば、ペルチェ素子を用いたサーモモジュール、電子式冷却モジュールなどを用いることができる。
【００４８】
そして、図１５に示すように、この実施例のものでは、ステント基体１００は、各環状体部分２がヒートシンク８０外面に接触し、かつ、すべての接続部５３の両端部分を除くほぼ全体が凹部８１上となりヒートシンク外面に接触しないように配置されている。
そして、ヒートシンク８０の電極取付用筒状体８７ａ，８７ｂには、図１４および図１５に示すように、電極８４ａ、８４ｂが取付られている。また、ベースシャフト８６の両端部は、図１４に示すように、ヒートシンク把持部８２ａ，８２ｂにより把持され、ベース７１ａに固定されている。また、電極８４ａ、８４ｂは、リード線８９ａ，８９ｂにより接続端子８５に接続されている。また、電極８４ａ、８４ｂとしては、図１５に示すような網状電極が好ましい。
電源装置７２は、直流電源装置が用いられる。電源装置としては、定電圧電源装置、定電流電源のいずれでもよい。電源装置としては、定電流電源が好ましい。電源装置７２は、リード線７２ａ，７２ｂにより、接続接点８５に接続されている。なお、接続接点を設けることなく、電極８４ａ、８４ｂを直接電源装置７２と接続してもよい。
【００４９】
ステントの加熱状態を把握するための加熱状態把握装置７３としては、サーモグラフィ装置、スポット温度計等の非接触型のものが用いられる。そして、サーモグラフィ装置を用いる場合には、ステントを拡大観察するためのレンズ７３ａが設けられている。サーモグラフィ装置７３により、加熱状態におけるステントの加熱状況が把握され、その情報は、制御装置７４に送られる。
制御装置７４としては、例えば、パーソナルコンピュータが用いられる。また、制御装置７４は、電源装置と電気的に直接または間接的に接続されている。制御装置は、電源装置の作動を制御する機能を有している。具体的には、ステントの接続部部分が目的となる温度まで加熱される状態がサーモグラフィ装置により把握されるように電源装置のオンオフもしくは電流または電圧を制御する。
そして、上記のような構成を備える加熱処理装置のヒートシンク８０に、ステント基体１００の各環状体部分２がヒートシンク８０外面に接触し、かつ、接続部５３の少なくとも中央部分が凹部８１上となりヒートシンク外面に接触しないように配置する。そして、制御装置７４を作動させて、電源装置より電極８４ａ、８４ｂ間に直流電流を流し、ステント基体１００を自己加熱させるとともに、冷却装置を作動させてベースシャフトひいてはヒートシンク８０を冷却する。これにより、ヒートシンク８０に接触する部分のステント基体は自己の発熱が冷却され温度は高くならず、ヒートシンク８０に接触しない部分（接続部）は、自己発熱がそのまま発現する。なお、ヒートシンク８０に接触しないものの近接する部分接続部は、若干冷却された状態となり中央部分に比べて温度は低いものとなる。
【００５０】
具体的に説明すると、図１４において、電源装置７２より流れる電流は、電極８２ｂ、電極取付用筒状体８７ｂ、ステント基体の右端から左端、電極取付用筒状体８７ａ、電極８２ａ、電源装置７２の順に流れる。図１６に示すように、ヒートシンク８０のリング状部材８８間およびベースシャフト８６は互いに絶縁されているので、電流はステント基体１００に集中的に流れる。電流が流れるとステント基体１００は、ジュール熱を発するが、環状体２および接続部５３の一部は、ヒートシンク８０（具体的には、リング状部材８８）に接触しているため熱がヒートシンク８０（具体的には、リング状部材８８）に逃げるため温度が上昇しない。一方、接続部の一部（中央部）は、ヒートシンクの溝部に対応しているので、ここで発生したジュール熱が直接ヒートシンクに散逸することがない。したがって、接続部の中央部分だけ熱が逃げにくいため自己発熱する。この発熱温度は、通電する電流量によって、制御することができる。
より、具体的には、サーモグラフィ（等の非接触型温度計）の測定データはGPIBやRS-232C等の通信手段を介して制御手段であるパーソナルコンピュータに取り込まれる。ＰＣ内部では、あらかじめ設定されていた目標温度と測定温度との差に応じ、測定データに適当な演算処理が施される。この結果得られた演算結果（演算データ）は、同じく通信手段を介して直流電源装置に入力され、ステントの接続部が、目標温度となるように直流電源装置の出力電流を制御する。このようにして、ＰＣに記憶させていたプログラムに基づき、接続部の温度を所望の時間だけ所望の温度に維持することができる。
【００５１】
また、この方法によれば、複数の同一形状（デザイン、長さ、直径が同一）のステントを同時に熱処理することも容易である。
そのためには、ステントをセットした焼鈍用治具を複数台配置し、これらを加熱電流が直列接続になるよう配線する。一方、冷却装置（冷却液タンクは共用可であるが）、冷却液配管系は各焼鈍治具毎に並列に配管する。このようにすれば、各ステントには同じ値の電流・電圧が印加され、かつヒートシンクへの熱の逃げ具合も同じになるので、複数のステントを同時に同様に熱処理することが可能である。この際、接続部の温度は、いずれか一つのステントについてモニタ（測定）すれば十分である。
また、図１１ないし図１３に示す実施例のステント６０のように、接続部５３の一部が環状体２内に侵入した形態のステントの場合には、図１７に示すような形態のヒートシンク９０が用いられる。このヒートシンク９０と上述したヒートシンクの相違は、リング状部材および電極取付用筒状体に接続部との接触を避けるための溝部が形成されている点のみである。特に、この例のヒートシンク９０では、リング状部材８８の外面に複数の溝部８８ａが設けられており、電極取付用筒状体８７ｂに複数の溝部９１が設けられている。溝部８８ａ、９１の幅は、接続部の幅よりも大きいものとなっている。
このようにすることで、環状体２および接続部５３の両端は超弾性を維持したまま、接続部の中央部分のみを熱処理し、塑性化、柔軟化することが可能である。接続部上で塑性にする部分の長さの割合はステントのデザインに応じて種々取り得るが、おおむね１０％〜１００％であり、特に４０％〜９０％が望ましい。
【００５２】
【実施例】
次に、本発明のステントの具体的実施例について述べる。
（実施例１）
ＴｉＮｉ合金（５１原子％Ｎｉ）の合金パイプを冷間加工して、外径約８ｍｍ、内径約７．６ｍｍ、長さ約３４ｍｍの超弾性金属パイプを作製した。そして、金属パイプを軸がぶれないようにファスナー機構の付いた回転モーター付治具にセットし、さらにこれを数値制御可能なＸＹテーブル上にセットした。そして、ＸＹテーブルおよび回転モーターをパーソナルコンピュータに接続し、パーソナルコンピュータの出力が、ＸＹテーブルの数値制御コントローラーおよび回転モーターに入力されるものとした。パーソナルコンピュータ内には図面ソフトが記憶されており、ここに図２に示すような構図のステントの展開図面を入力した。このような構成により、パーソナルコンピュータより出力される図面データに基づいて、ＸＹテーブルおよび回転モーターが駆動する。そこにレーザーを照射することにより、図１に示すような形状のステント基材を作製した。
上記金属パイプのレーザー加工条件としては、電流値２５Ａ，出力１．５Ｗ、駆動スピード１０ｍｍ／分にて行った。なお、上記のようなシステムに限らず、レーザー加工機が駆動するいわゆるレーザーマーカー（ガルバノメーター方式）であってもよい。
そして、化学研磨液を加温したものに、上記のフレーム基材を約２分間浸漬し、面取り（バリ取り、化学研磨）を行った。
続いて、すべての接続部において、通電用接点を接触させて、直流電圧を印加した。これにより通電用接点接触部間は、約４９０度に数秒間発熱した。
このようにして作製したステントは、外径約８ｍｍ、全長３４ｍｍ、肉厚０．２ｍｍ、環状体（拡張要素）における線状体の幅０．１２ｍｍ、接続部（コネクター要素）の幅０．０６ｍｍであり、接続部のほぼ全体が塑性変形するステントを得た。
【００５３】
（実施例２）
実施例１のステントを用いて、その表面全体を金メッキした。金メッキは、スルファミン酸系メッキ浴（徳力本店株式会社製、商品名オーロフレックスＴＩ）を約４０℃に加温し、シアン金カリウムを溶解し、このメッキ浴中に、実施例１のステントを浸漬した。これにより、ステントの表面には、１．８μｍの非光沢の金メッキ層が形成された。
【００５４】
（比較例）
実施例１における接続部の加熱処理を行わない以外は、実施例１と同様に行い外径約８ｍｍ、全長３４ｍｍ、肉厚０．２ｍｍ、環状体（拡張要素）における線状体の幅０．１２ｍｍ、接続部（コネクター要素）の幅０．０６ｍｍであり、全体が超弾性を示すステントを得た。
【００５５】
（実験）
実施例１のステントと比較例のステントとを、直径５０ｍｍの丸棒の円周に沿って巻き付けた。その後、手を離してステントの変形を観察すると、比較例のステントは全く変形がなく元の形状に戻っていたが、実施例のステントは曲率半径約３５ｍｍ程度で緩くカーブしていた。このように、実施例のステントは負荷に対して、相応の変形をすることがわかった。
【００５６】
（実施例３）
NiTi製超弾性（または形状記憶）合金のパイプ（例えば、外径約1.6ｍｍ、肉厚約0.2ｍｍ、長さ１ｍ）からステント基体をレーザーカットした。具体的には、パイプをＸθテーブルに設置し、このＸθテーブルを図９に示すステント展開図を入力したコンピュータで移動制御した。このＸθテーブルの移動（すなわち、NiTiパイプの移動）とタイミングを合わせて、パイプの外表面にレーザーを断続的に集光照射することにより、細径のステント基体を作製した。
次に、ステント基体に化学研磨を施し、バリを取り除いた。その後、径拡用の芯金をステント基体内腔に通し、ステント基体を外径約１０ｍｍに拡張した。そして、芯金がステント基体に挿入された状態にて熱処理（その後、空冷）を行うことにより、全体が超弾性を有する拡張ステント基体を作製した。
拡張ステント基体を、図１４に示した構成の加熱処理装置のヒートシンクに被せ、接続部の選択的焼鈍（塑性化）処理を施した。
図１４の制御装置であるコンピュータ（ＰＣ）には、あらかじめ温度制御プログラムが入力されており、そのプログラムに応じて、直流電源装置からリード線を介して部分焼鈍装置（ひいては、ステント基体そのもの）に直流電源が供給される。電流値は、目的とする温度、時間に応じて、コンピュータプログラムによって適宜、設定するが、実際に焼鈍に用いた温度、時間、電流の一例は、表１に示す通りである。
【００５７】
【表１】
時間(分) 0(加熱開始)20 25 30 ・・・・・・・ 95 130 135 加熱終了
温度(℃)410 410 400 390 約-10℃／5分で降温 260 190 190 室温まで
電流(A) 6.3 6.3 6.2 6.1 4.7 3.9 3.9 空冷
ステント基体に電流を流し、自己発熱（ジュール熱）により接続部を選択的に加熱し、一定時間（20分間）、高温（410℃）に維持した。その後、約-10℃／５分の割合で190℃まで降温（加熱電流を徐々に低減）し、その後、通電を停止して室温まで降温し、熱処理を終了した。
前述の通り、接合部の温度はサーモグラフィ等の非接触型温度計で測定し、そのデータをフィードバックして温度を制御するので、熱処理中の温度の変動（設定温度と測定温度の差）は、±２℃以内に抑えることができた。この値は、焼鈍処理に要する温度精度と比べて十分小さく、従って温度変動が焼鈍処理に及ぼす影響はほとんどない。また、加熱に要する電流の値は、ステントのデザインや冷却水の温度等、種々の要因によって異なる。
上述のような部分焼鈍を施すことにより、ステント基体の接続部だけを選択的に塑性化し、かつ柔軟にすることが可能だった。また、前述のようにジグザグ部の屈折部はヒートシンクに接触させて温度が上がらないようにしたので、この部分の超弾性は維持され、ステント基体は、元の拡張力、自己拡張性を維持した。
【００５８】
【発明の効果】
本発明の生体内留置用ステントは、生体内挿入前および生体内挿入後のいずれにおいても超弾性を示す超弾性金属により略円筒形状に一体に形成された生体内留置用ステントであって、該ステントは、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続する接続部とを備え、前記環状体は、超弾性による弾性変形が可能であり、前記接続部は、全体もしくは一部が実質的に超弾性を備えない塑性変形可能部となっている。
本発明のステントは、拡張要素である環状体部分は弾性変形可能であり、製造時の外径への復元力により生体管腔を確実に押し広げることができるとともに、接続部にのみ塑性変形可能部分を備えるので、上記の生体管腔拡張機能を阻害することがない。さらに、接続部が備える塑性変形可能部分により、生体管腔の湾曲に追従して塑性変形湾曲を生じるので、ステントが直線状に復元しようとする力に起因するストレスを留置生体管腔部位に与えることが極めて少ない。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明の実施例のステントの側面図である。
【図２】図２は、図１に示したステントの展開図である。
【図３】図３は、図１に示したステントの部分拡大図である。
【図４】図４は、図３に示したステントの接続部が伸展した状態を説明するための説明図である。
【図５】図５は、図１に示したステントを縮径させた状態のステントの側面図である。
【図６】図６は、本発明の他の実施例のステントの斜視図である。
【図７】図７は、本発明の他の実施例のステントの斜視図である。
【図８】図８は、本発明の他の実施例のステントの側面図である。
【図９】図９は、図８に示したステントの展開図である。
【図１０】図１０は、図８に示したステントの部分拡大図である。
【図１１】図１１は、本発明の他の実施例のステントの側面図である。
【図１２】図１２は、図１１に示したステントの展開図である。
【図１３】図１３は、図１１に示したステントの部分拡大図である。
【図１４】図１４は、加熱処理工程に使用される加熱処理装置の一例を説明するための説明図である。
【図１５】図１５は、加熱処理工程に使用されるヒートシンクの一例を説明するための説明図である。
【図１６】図１６は、加熱処理工程に使用されるヒートシンクの一例を説明するための説明図である。
【図１７】図１７は、加熱処理工程に使用されるヒートシンクの他の例を説明するための説明図である。
【符号の説明】
１ 生体内留置用ステント
２ 環状体
３ 接続部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an indwelling stent used for improving a stenosis or occlusion occurring in a lumen of blood vessels, bile ducts, trachea, esophagus, urethra, and other organs. Manufacturing method About.
[0002]
[Prior art]
Stents are tubular tubes that are placed to expand the stenosis or occlusion site and secure the lumen to treat various diseases caused by stenosis or occlusion of blood vessels or other in vivo lumens. It is a medical device. Since the stent is inserted from the outside of the body into the body, the diameter is small at the time of insertion. The stent is expanded or restored at a target stenosis or occlusion site to increase the diameter, and the lumen is held in a large state.
Stents are classified into self-expandable stents and balloon expandable stents according to function and expansion mode.
The balloon expandable stent has no expansion function in the stent itself. After inserting the stent into the target site, the balloon is positioned in the stent to expand the balloon, and the stent is expanded (plastic deformation) by the expansion force of the balloon. Fix it in close contact with the inner surface of the lumen. This type of stent requires the above-described stent expansion operation.
On the other hand, self-expandable stents are basically made of an elastic material and are sized in an expanded final shape. In order to introduce a stent into the body, a self-expandable stent is folded into a small part and placed in a member (mostly a plastic tube) that constrains its shape, and the entire member, ie, the tube, is introduced into the body. When the stent is released from the tube at the target site, the stent expands by itself due to its elasticity.
[0003]
The balloon expandable stent and the self-expandable stent have different expansion modes and have different stent properties. These two types of stents have various advantages and disadvantages. The balloon expandable stent is one in which the stent is plastically deformed and expanded in accordance with the expansion of the balloon, so that it can be embedded in the bent blood vessel by plastic deformation in a bent shape. However, because of plastic deformation, for example, when implanted in superficial blood vessels (arteries close to the body surface such as the carotid artery and femoral artery), the stent may be plastically deformed by external force. It is common to implant a self-expandable stent that can return to its original shape due to the elasticity of the stent even if it is deformed by an external force.
On the other hand, self-expandable stents have the property of returning to the shape in which they were made. In many cases, the stent is formed in a straight shape in the length direction, and therefore, even if the shape is devised and bent with a light force, the stent tends to be straight in the body. Because of this property, when the stent is implanted into a bent blood vessel, the stent always tries to straighten the blood vessel, so that both ends of the stent are always stressed (see Patent Document 1).
[Patent Document 1]
Special table 2001-517535 gazette
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
Accordingly, an object of the present invention is to provide an in-vivo stent that is less susceptible to stress on both ends of the stent after in-vessel placement even if it is a self-expandable stent. Manufacturing method Is to provide.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
What achieves the above object is as follows.
[0006]
( 1 ) A stent for in-vivo indwelling integrally formed in a substantially cylindrical shape with a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after insertion into the living body, and the stent has an outer diameter when stress is applied. A plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the diameter decreases, and a connection portion that connects the plurality of annular bodies in a state in which they are arranged in the axial direction of the stent, and the annular bodies are elastic by superelasticity. The connecting portion is bent in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent, and the connecting portion is substantially superelastic as a whole. A method for producing an in-vivo stent having a plastically deformable portion, the method comprising preparing a substantially cylindrical superelastic metal pipe having an outer diameter adapted to the in-vivo site to be placed. , Partially on the side of the superelastic metal pipe And connecting a plurality of annular bodies capable of deformation in a direction in which the outer diameter is reduced when stress is applied, in a state in which the plurality of annular bodies are arranged in the axial direction of the stent, Forming a stent base material comprising a connection portion bent in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction; The stent base material can be mounted and the heat sink having a plurality of recesses, each annular body portion of the stent base material is in contact with the heat sink outer surface, and all of the connection portions are on the recesses on the heat sink outer surface. It is arranged so that it does not contact, and the annular body that contacts the heat sink and dissipates heat while energizing and self-heating the entire stent substrate, A heating treatment step for heating the entire connecting portion of the stent base material to substantially eliminate superelastic properties of the connecting portion and imparting plastic deformability, for in vivo placement A method for manufacturing a stent.
[0007]
Also, What achieves the above object is as follows.
( 2 ) A stent for in-vivo indwelling integrally formed in a substantially cylindrical shape with a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after insertion into the living body, and the stent has an outer diameter when stress is applied. A plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the diameter decreases, and a connection portion that connects the plurality of annular bodies in a state in which they are arranged in the axial direction of the stent, and the annular bodies are elastic by superelasticity. The connecting portion is bent in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent, and the entire connecting portion can be plastically deformed substantially without superelasticity. A method for producing a stent for in-vivo in vivo,
The manufacturing method prepares a substantially cylindrical superelastic or shape memory characteristic metal pipe having an outer diameter smaller than the inner diameter of the in-vivo site to be placed or capable of being imparted, and the side surface of the pipe is partially Remove and connect a plurality of annular bodies and the plurality of annular bodies arranged in the axial direction of the stent, and bend in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent. A stent base body forming step for forming a stent base body including a connecting portion to be expanded, and the stent base body is expanded to an outer diameter suitable for the in-vivo site in which the stent base body is placed, and heat treatment is performed in the expanded state in the expanded state. A stent substrate expansion morphogenesis step for shape memory and superelastic development; A heat sink that can be fitted with the expanded stent base and has a plurality of recesses, each annular body portion of the stent base is in contact with the heat sink outer surface, and all of the connection portions are on the recess and the heat sink outer surface And the annular body contacting the heat sink is dissipated, and the entire expansion stent substrate is energized and self-heated. Heating the entire connecting portion of the stent base in an expanded form, and substantially eliminating the superelastic physical properties of the connecting portion to provide plastic deformation properties or normal elastic physical properties. A method for producing a stent for indwelling as a feature.
[0008]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The stent of the Example of this invention is demonstrated.
1 is a side view (front view) of a stent according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a development view of the stent shown in FIG. 1, and FIG. 3 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining a state in which the connecting portion of the stent shown in FIG. 3 is extended, and FIG. 5 is a diagram of the stent in a state where the diameter of the stent shown in FIG. 1 is reduced. It is a side view.
The stent 1 of the present invention is an in-vivo indwelling stent that is integrally formed in a substantially cylindrical shape with a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after insertion into the living body. The stent 1 is in a state in which a plurality of annular bodies 2 (in other words, expansion elements) that can be deformed in a direction in which the outer diameter is reduced when stress is applied and a plurality of
The stent 1 of this embodiment is an integral body having a plurality of
[0009]
As shown in FIGS. 1 and 2, the stent 1 of this embodiment has a deformation assisting function that is formed of a superelastic metal exhibiting superelasticity and assists deformation in a direction in which the outer diameter is reduced when a plurality of stresses are applied. The
As shown in FIGS. 1, 2 and 3, the stent 1 of this embodiment includes a plurality of
[0010]
Since the
On the other hand, all or part of the
[0011]
And the
[0012]
In the stent 1 of this embodiment, adjacent
[0013]
And although the stent 1 changes with placement object site | parts, generally outer diameter is 2.0-30 mm, Preferably it is 2.5-20 mm, Wall thickness is 0.04-1.0 mm, Preferably it is 0.06. It is a thing of -0.5mm, and length is 10-150mm, More preferably, it is 15-100mm. In particular, in the case of an intravascular stent, the outer diameter is 2.0 to 14 mm, preferably 2.5 to 10 mm, and the wall thickness is 0.04 to 0.3 mm, preferably 0.06 to 0.2 mm. The length is 5 to 40 mm, more preferably 10 to 30 mm.
As described above, in the stent 1 of this embodiment, the
[0014]
Moreover, as a cyclic body, it is not limited to the thing of the form mentioned above.
For example, you may use the cyclic | annular body of a form as shown in FIG.
The
The
The
[0015]
Since the
In this embodiment, the
In the
[0016]
In the
[0017]
Further, in the
Further, also in the
[0018]
In the case of the
[0019]
Furthermore, as a stent, as shown in the
Further, the form of the stent is not limited to the form described above.
8 is a side view (front view) of the stent of the embodiment of the present invention, FIG. 9 is a development view of the stent shown in FIG. 8, and FIG. 10 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG. FIG.
As shown in FIG. 8 and FIG. 9, the
[0020]
All or part of the
[0021]
And the
Further, in the
[0022]
In this embodiment, adjacent
Specifically, in the
[0023]
Further, the form of the stent is not limited to the form described above.
11 is a side view of a stent according to an embodiment of the present invention, FIG. 12 is a developed view of the stent shown in FIG. 11, and FIG. 13 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG.
The configuration of the
[0024]
And the
Further, in the
[0025]
Specifically, in the
The
[0026]
As described above, in the
Furthermore, in the
[0027]
Further, like the
The
[0028]
In all of the above-described stents, a superelastic alloy is preferably used as the superelastic metal forming the stent. The superelastic alloy here is generally called a shape memory alloy, and exhibits superelasticity at least at a living body temperature (around 37 ° C.). Particularly preferably, a TiNi alloy of 49 to 53 atomic% Ni, a Cu—Zn alloy of 38.5 to 41.5 wt% Zn, a Cu—Zn—X alloy of 1 to 10 wt% X (X = Be, Si, Sn, Al, Ga), a super elastic metal body such as a 36-38 atomic% Al Ni-Al alloy is preferably used. The TiNi alloy is particularly preferable. Further, a Ti—Ni—X alloy in which a part of the Ti—Ni alloy is substituted with 0.01 to 10.0% X (X = Co, Fe, Mn, Cr, V, Al, Nb, W, B, etc.) Or a Ti—Ni—X alloy (X = Cu, Pb, Zr) in which a part of the Ti—Ni alloy is substituted by 0.01 to 30.0% atoms, and the cold work rate Alternatively, mechanical properties can be appropriately changed by selecting conditions for the final heat treatment. Further, the mechanical characteristics can be appropriately changed by selecting the cold work rate and / or the final heat treatment conditions using the Ti—Ni—X alloy.
And, the buckling strength (yield stress under load) of the superelastic alloy used is 5 to 200 kg / mm. 2 (22 ° C.), more preferably 8 to 150 kg / mm 2 Restoring stress (yield stress at unloading) is 3 to 180 kg / mm 2 (22 ° C.), more preferably 5 to 130 kg / mm 2 It is. Superelasticity here means that even if it is deformed (bending, pulling, compressing) to a region where normal metal is plastically deformed at the operating temperature, it is restored to its original shape without requiring heating after the deformation is released. Means that.
[0029]
And a stent is produced by removing (for example, cutting, melt | dissolving) a stent non-component part, for example using a superelastic metal pipe, and, thereby, is an integral formation.
The superelastic metal pipe used for forming the stent of the present invention is melted in an inert gas or vacuum atmosphere to form a superelastic alloy ingot such as a Ti-Ni alloy, and this ingot is mechanically polished. Subsequently, a thick pipe is formed by hot pressing and extrusion, and then a die drawing process and a heat treatment process are sequentially repeated to reduce the diameter of the pipe to a predetermined wall thickness and outer diameter, and finally the surface. It can be produced by chemical or physical polishing.
And formation of the stent base material by this superelastic metal pipe can be performed by laser processing (for example, YAG laser), electric discharge processing, chemical etching, cutting processing, etc., and may be performed by using them together.
[0030]
In addition, the stent of the present invention may be coated with a biocompatible material on the inner surface or outer surface, and further on both surfaces. The biocompatible material may be a synthetic resin or metal having a biocompatible material. As a method for coating the surface of the stent with an inert metal, gold plating using an electroplating method, stainless steel plating using a vapor deposition method, silicon carbide using a sputtering method, titanium nitride plating, gold plating, or the like can be considered.
The synthetic resin can be selected from thermoplastic or thermosetting resins. For example, polyolefin (for example, polyethylene, polypropylene, ethylene-propylene copolymer, etc.), polyvinyl chloride, ethylene-vinyl acetate copolymer. Polymers, polyamide elastomers, polyurethanes, polyesters, fluororesins, silicone rubbers, etc. can be used, preferably polyolefins, polyamide elastomers, polyesters or polyurethanes, and biodegradable resins (for example, polylactic acid, polyglycolic acid, both Copolymer). The synthetic resin coating is preferably flexible to the extent that it does not hinder the bending of the frame constituting the stent. The thickness of the synthetic resin coating is 5 to 300 μm, preferably 10 to 200 μm.
[0031]
As a method of thinly coating the surface of the stent with a synthetic resin, for example, a method in which a superelastic metal pipe is inserted into a synthetic resin in a molten state or a solution state, and a monomer is polymerized on the surface of the superelastic metal pipe There are chemical vapor deposition and the like to coat while. When an extremely thin resin coating is required, coating using a dilute solution or chemical vapor deposition is preferable.
Furthermore, in order to improve the biocompatible material, an antithrombotic material may be coated or fixed on the resin coating. As the antithrombogenic material, various known resins can be used alone or in combination. For example, polyhydroxyethyl methacrylate, a copolymer of hydroxyethyl methacrylate and styrene (for example, HEMA-St-HEMA) Block copolymers) can be used preferably.
[0032]
Next, the manufacturing method of the stent of this invention is demonstrated.
In the stent manufacturing method of the present invention, a substantially cylindrical superelastic metal pipe having an outer diameter suitable for an in-vivo site to be placed is prepared, the side surface of the superelastic metal pipe is partially removed, and stress is applied. A stent base material is formed that includes a plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the outer diameter is reduced when loaded, and a connection portion that connects the plurality of annular bodies in a state of being arranged in the axial direction of the stent. At least a step and a heat treatment step for heating the connecting portion of the stent base material to substantially eliminate the superelastic property of the connecting portion and impart plastic deformability are performed.
The superelastic metal pipe is melted in an inert gas or vacuum atmosphere to form a superelastic alloy ingot such as a Ti-Ni alloy, and this ingot is mechanically polished, followed by hot pressing and extrusion, It is manufactured by forming a large-diameter pipe and then reducing the diameter to a pipe with a predetermined wall thickness and outer diameter by sequentially repeating the die drawing process and heat treatment process, and finally chemically or physically polishing the surface. The
[0033]
Then, a side surface of the superelastic metal pipe is partially removed, and a plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the outer diameter is reduced when stress is applied, and the plurality of annular bodies are arranged in the axial direction of the stent. The step of forming the stent base material including the connecting portion to be connected in the state can be performed by, for example, laser processing (for example, YAG laser), electrical discharge processing, cutting by mechanical polishing, chemical etching, or the like. . Furthermore, you may carry out by those combined use. And since the stent is formed by processing the pipe in this way, the outer diameter of the pipe becomes the outer diameter of the stent as it is, the dimensional accuracy after fabrication is high, and when it is placed in the living body, it returns to the fabricated shape. Therefore, the stenosis can be reliably improved.
[0034]
Specifically, in the stent base material forming step, first, the superelastic metal pipe is first subjected to electric discharge machining to remove the portion that does not become the stent base by heat-melting, and then initially processed into a substantially target shape of the stent base. A processing step is performed. Subsequently, a chamfering process (secondary processing) is performed to scrape the edge of the stent-formed body subjected to the primary processing. The chamfering step is performed by, for example, blasting using hard fine particles. Deburring and chamfering are performed by this blasting process. And when a heat | fever denatured part is formed in the periphery of a stent formation body at the time of a primary process, in order to remove it, you may perform a heat | fever denatured partial process process (tertiary process, chemical etching). This heat-denatured partial treatment step is performed, for example, by immersing the blasted stent formed body in a modified portion treatment solution obtained by mixing a small amount of hydrogen peroxide solution in a mixed solution of hydrofluoric acid and nitric acid. Note that deburring and chamfering may be performed simultaneously by chemical etching (thermally modified partial processing step), and in this case, the blasting step may not be performed.
The primary processing in the process of forming the stent base material from the superelastic metal pipe is performed by laser processing the prepared superelastic metal pipe having a predetermined outer diameter with a laser device (for example, YAG laser device). Preferably it is done.
[0035]
Moreover, you may perform the process of forming a stent base material from a superelastic metal pipe using the photofabrication technique as follows.
In this method, first, the inner and outer surfaces of the superelastic metal pipe are degreased and cleaned. Degreasing and cleaning are performed, for example, by immersion in a surfactant aqueous solution, immersion in RO water, or immersion in a cleaning organic solvent such as hexane. And after making it dry, a photoresist is apply | coated to the outer surface and inner surface of a superelastic metal pipe. The photoresist may be either a positive type or a negative type, and may further be a UV resist, an electron beam resist, or an X-ray resist. The thickness of the photoresist is preferably about 0.5 to 4 μm. And in order to improve the adhesiveness to the pipe of a photoresist film, heat processing (prebaking) are performed at about 80-90 degreeC.
[0036]
Subsequently, a masking film having a pattern corresponding to the shape of the stent base material (a photoresist is different depending on whether it is a positive type or a negative type) is wound around the outer surface of the superelastic metal pipe and vacuum-adhered, and then an exposure operation is performed. The exposure operation can be performed using, for example, an ultrahigh pressure mercury lamp. At this time, it is preferable to rotate the superelastic metal pipe so that the whole is reliably irradiated. Then, development processing is performed. The development process is performed by immersing the superelastic metal pipe in a photoresist developer. Subsequently, it is heated to 120 to 145 ° C. and post-baked. Thereby, a masking process is complete | finished.
[0037]
In this way, a superelastic metal pipe is produced in which the photoresist is not present in the portion where the stent base material is not formed in the superelastic metal pipe, and the cured photoresist is present in the portion where the stent base material is formed. This stent-formed body is immersed in an etching solution to dissolve and remove the portion where the stent base material is not formed. The portion of the superelastic metal pipe where the stent base material is not formed is dissolved because it is in contact with the etching solution, and the portion of the superelastic metal pipe where the stent base material is formed is not dissolved because it is not contacted with the etching solution by the cured photoresist. By this etching solution treatment, a stent base material having a substantially outer shape of the stent is produced. Then, the cured photoresist adhering to the surface of the stent base material is removed. This treatment is performed by immersing the stent in a solution that dissolves the cured photoresist. Further, blasting is performed as described above in order to remove and chamfer the burrs formed on the periphery of the stent. Furthermore, it is immersed in an etching solution to perform surface treatment. Thereby, a stent base material is produced.
Furthermore, a metal plating or resin film forming process is performed on the stent as necessary. Examples of the metal plating method include gold plating using an electroplating method, stainless steel plating using a vapor deposition method, silicon carbide using a sputtering method, titanium nitride plating, and gold plating.
The shape of the stent substrate formed as described above is preferably one of the
[0038]
Next, the connection part of this stent base material is heated, and the heat treatment process for substantially eliminating the superelastic property of the connection part and imparting plastic deformability is performed.
The heat treatment process of the connection part is performed by a method of conducting electricity between both ends of each connection part and generating heat by the electric resistance of the connection part (electrical resistance method), or a method of performing laser irradiation on each connection part (laser heating) Method), a method of pressing a high heat material such as a soldering iron against each connecting portion (direct heating method), and the like.
When the electric resistance method is used, high voltage electricity is applied only to both ends of each connection portion, that is, the portion to be heated, and heated by the electric resistance of the superelastic metal. In this method, high heat is applied by energizing instantaneously, and cooling is rapidly performed by terminating energization, so that control of heating is easy. Further, when this method is used, it is more efficient that the length of the connecting portion is longer to some extent because the resistance becomes higher. In the case of the laser heating method, it is preferable to use a YAG laser, a semiconductor excitation laser, or the like as the laser, and the heating energy can be adjusted by adjusting the output or the focal length.
When the direct heating method is used, it is preferable to use a soldering iron having a length portion of a connection portion to be heated.
[0039]
In any of the above methods, it is preferable to use a connection portion in the stent base material that is disposed in an annular portion orthogonal to the axis of the stent base material. By using such a stent base material, the heat treatment step can be easily performed. Specifically, the stent base material can be fixed to the apparatus, and the stent base material can be intermittently rotated to heat the connection portion provided in one annular portion. And after the process of the connection part of one cyclic | annular part is complete | finished, a stent base material or a heating base material is moved to an axial direction, and the heat processing of the connection part of another cyclic | annular part is performed sequentially.
Then, the stent base material is intermittently rotated, and in the case of the electric resistance method at the time of stopping, the contact for energization is brought into contact with the connecting portion and heated, and in the case of the laser irradiation method, the laser is irradiated and direct heating is performed. In some cases, a heat source is brought into contact. And after the heat processing of all the connection parts of the heating object in one cyclic | annular part is complete | finished, the heat processing of the connection part in another cyclic | annular part is performed sequentially.
The heating temperature in the heat treatment of the connecting portion varies depending on the metal composition of the superelastic alloy, the temperature treatment conditions for imparting superelasticity, etc., but the heating temperature at the elastic deformation disappearance portion of the connecting portion is 400 to 600 degrees. It is preferable that the angle be between 450 degrees and 550 degrees.
[0040]
In addition, the heat treatment step can be performed by attaching the stent base material to the heat sink having a plurality of recesses, each annular body portion of the stent base material being in contact with the outer surface of the heat sink, and all or a part of the connection parts. It is arranged so that the whole or a part of it is on the concave portion and does not contact the outer surface of the heat sink, and the enlarging stent base material is energized and self-heated and the annular body contacting the heat sink is dissipated. Also good.
This heat treatment step is the same as the heat treatment step in the method for producing an in-vivo indwelling stent, which will be described later, and the description below will be referred to.
Moreover, the manufacturing method of the in-vivo stent according to the present invention may be as follows.
The in vivo indwelling stent manufacturing method of the present invention provides a substantially cylindrical superelastic or shape memory characteristic metal pipe having an outer diameter smaller than the inner diameter of the in vivo site to be indwelled or capable of being imparted, A stent substrate forming step of forming a stent substrate comprising a plurality of annular bodies and connecting portions that connect the plurality of annular bodies in a state in which the plurality of annular bodies are arranged in the axial direction of the stent by partially removing the side surface of the pipe; A stent base expansion form forming step for expanding the stent base to an outer diameter suitable for the in-vivo site to be placed, and performing heat treatment in the expanded state to store the shape in the expanded state and develop superelasticity; A heat treatment step for heating the whole or a part of the connecting portion of the stent base body in an expanded form to substantially eliminate the superelastic property of the connecting portion and impart plastic deformability; Those having.
[0041]
Therefore, each step will be described.
First, a stent substrate forming process is performed.
In this stent substrate forming step, first, a substantially cylindrical metal pipe capable of imparting superelasticity or shape memory characteristics having an outer diameter smaller than the inner diameter of the in-vivo site to be placed is prepared.
The metal pipe to be prepared may be already provided with superelasticity or shape memory characteristics, or may be capable of imparting superelasticity or shape memory characteristics by a process described later.
The metal pipe melts in an inert gas or vacuum atmosphere to form an ingot of an alloy capable of imparting superelasticity such as a Ti-Ni alloy, which is mechanically polished, followed by hot pressing and extrusion. Manufacturing by forming a large-diameter pipe and then reducing the diameter to a pipe with a predetermined wall thickness and outer diameter by repeating the die drawing process and heat treatment process one after another, and finally chemically or physically polishing the surface Is done.
[0042]
Then, a side surface of the pipe is partially removed to form a stent base body including a plurality of annular bodies and connection portions that connect the plurality of annular bodies in a state of being arranged in the axial direction of the stent. This step can be performed by, for example, laser processing (for example, YAG laser), electrical discharge machining, cutting by mechanical polishing, or chemical etching. Furthermore, you may carry out by those combined use.
Next, the stent substrate manufactured as described above is expanded to an outer diameter suitable for the in-vivo site to be placed, and heat treatment is performed in the expanded state, and memory of the shape and expression of superelasticity in the expanded state are performed. A stent base expansion form forming step is performed.
The step of expanding the stent base manufactured as described above until the outer diameter is adapted to the in-vivo site to be placed is, for example, a tapered portion that is smaller in outer diameter than the stent base and can be inserted into the stent base. And a cored bar having a large-diameter portion having an outer diameter in a stent expanded state continuous with the tapered portion. The stent base is expanded by covering the stent base from the end of the tapered portion of the cored bar and further pushing the stent base into the large diameter part of the cored bar. Further, this expansion process may be performed in stages. Specifically, a plurality of core bars having different outer diameters are prepared. Then, the above expansion process (primary expansion) using a thin core metal is performed, and then the expansion process (secondary expansion) using a core metal having a large outer diameter is performed. Furthermore, if necessary, an expansion process (third expansion) using a core metal having a large outer diameter is performed.
[0043]
And the process of performing heat treatment in the expanded state of the stent base and performing the memory of the shape in the expanded state and the development of superelasticity is performed, for example, in a state where the stent base is located at the large diameter portion of the core metal. Then, the stent base is heated by a heating means such as a heater to impart shape memory and superelasticity in the expanded state. That is, heat treatment is performed so that the memory shape of the stent becomes the outer diameter of the large diameter portion of the core metal by heating the stent gas in a state where the stent gas is fitted to the core metal. The atmosphere during the heat treatment is preferably an inert atmosphere such as argon or nitrogen. Note that the atmosphere during the heat treatment may be air.
The heating temperature and heating time in this step (heat treatment step) vary depending on the metal used, but the expansion stent substrate may be maintained at 350 to 550 ° C. for 5 to 20 minutes. preferable.
And after cooling a stent base | substrate, it removes from a metal core. This cooling is preferably performed by air cooling. Specifically, it is preferable to rapidly cool. The stent substrate obtained by this process has superelastic characteristics (or shape memory characteristics) as a whole including the connecting portion in its form.
[0044]
Next, the whole or part of the connecting portion of the stent base that is expanded and superelastic by the above-described process is heated to substantially eliminate the superelastic physical properties of the connecting portion, thereby causing plastic deformation or normal elastic physical properties. A heat treatment step for imparting is performed.
In this heat treatment step, each
FIG. 14 is an explanatory diagram for explaining an example of a heat treatment apparatus used in the heat treatment step.
[0045]
The
The
[0046]
As shown in FIG. 15, the
Moreover, it is preferable that the electrode mounting
[0047]
The
In addition, as a cooling device, it is not limited to what uses a cooling fluid, A cooling module may be used. When the cooling module is used, it may be directly attached to the base shaft. In this case, it is preferable to use a solid base shaft. As the cooling module, for example, a thermo module using a Peltier element, an electronic cooling module, or the like can be used.
[0048]
As shown in FIG. 15, in this embodiment, the
Then,
The
[0049]
As the heating state grasping device 73 for grasping the heating state of the stent, a non-contact type device such as a thermography device or a spot thermometer is used. And when using a thermography apparatus, the
As the
And each annular-
[0050]
Specifically, in FIG. 14, the current flowing from the
More specifically, the measurement data of the thermography (such as a non-contact type thermometer) is taken into a personal computer which is a control means via a communication means such as GPIB or RS-232C. In the PC, appropriate calculation processing is performed on the measurement data according to the difference between the preset target temperature and the measured temperature. The calculation result (calculation data) obtained as a result is similarly input to the DC power supply device via the communication means, and the output current of the DC power supply device is controlled so that the connecting portion of the stent reaches the target temperature. Thus, based on the program stored in the PC, the temperature of the connection portion can be maintained at a desired temperature for a desired time.
[0051]
Moreover, according to this method, it is also easy to heat-treat a plurality of stents having the same shape (design, length and diameter are the same) simultaneously.
For this purpose, a plurality of annealing jigs on which stents are set are arranged and wired so that the heating currents are connected in series. On the other hand, a cooling device (although a coolant tank can be shared) and a coolant piping system are connected in parallel for each annealing jig. In this way, the same value of current / voltage is applied to each stent, and the heat escape to the heat sink is the same, so that a plurality of stents can be heat-treated at the same time. At this time, it is sufficient to monitor (measure) any one of the stent temperatures.
Further, in the case of a stent in which a part of the connecting
By doing in this way, it is possible to heat-treat only the center part of a connection part, and to plasticize and soften, with both ends of the
[0052]
【Example】
Next, specific examples of the stent of the present invention will be described.
(Example 1)
A TiNi alloy (51 atomic% Ni) alloy pipe was cold worked to produce a superelastic metal pipe having an outer diameter of about 8 mm, an inner diameter of about 7.6 mm, and a length of about 34 mm. Then, the metal pipe was set in a jig with a rotary motor with a fastener mechanism so as not to shake the shaft, and further set on an XY table capable of numerical control. The XY table and the rotary motor were connected to a personal computer, and the output of the personal computer was input to the numerical control controller and the rotary motor of the XY table. Drawing software is stored in the personal computer, and a developed drawing of the stent having the composition as shown in FIG. 2 is input here. With such a configuration, the XY table and the rotary motor are driven based on the drawing data output from the personal computer. By irradiating a laser there, a stent substrate having a shape as shown in FIG. 1 was produced.
The laser processing conditions for the metal pipe were as follows: current value 25 A, output 1.5 W, drive speed 10 mm / min. The system is not limited to the above, and a so-called laser marker (galvanometer method) driven by a laser processing machine may be used.
Then, the frame base material was immersed in a heated chemical polishing solution for about 2 minutes to perform chamfering (deburring and chemical polishing).
Subsequently, a direct current voltage was applied to all the connecting portions by bringing the energizing contact into contact therewith. As a result, heat was generated at about 490 degrees for several seconds between the contact points for energization.
The stent thus produced has an outer diameter of about 8 mm, a total length of 34 mm, a wall thickness of 0.2 mm, a linear body width of 0.12 mm in the annular body (expansion element), and a connection portion (connector element) width of 0.06 mm. Thus, a stent in which almost the entire connecting portion is plastically deformed was obtained.
[0053]
(Example 2)
Using the stent of Example 1, the entire surface was gold-plated. Gold plating is performed by heating a sulfamic acid plating bath (trade name Auroflex TI, manufactured by Tokuri Honten Co., Ltd.) to about 40 ° C., dissolving potassium gold cyanide, and immersing the stent of Example 1 in this plating bath. did. As a result, a 1.8 μm non-glossy gold plating layer was formed on the surface of the stent.
[0054]
(Comparative example)
Except not performing the heat processing of the connection part in Example 1, it carries out similarly to Example 1, the outer diameter of about 8 mm, the total length of 34 mm, the thickness of 0.2 mm, and the width | variety of the linear body in an annular body (expansion element) 0. A stent having a width of 12 mm and a connecting portion (connector element) width of 0.06 mm and exhibiting superelasticity as a whole was obtained.
[0055]
(Experiment)
The stent of Example 1 and the stent of the comparative example were wound around the circumference of a round bar having a diameter of 50 mm. Thereafter, when the deformation of the stent was observed by releasing the hand, the stent of the comparative example was not deformed at all and returned to its original shape, but the stent of the example was gently curved with a curvature radius of about 35 mm. Thus, it was found that the stent of the example deformed appropriately with respect to the load.
[0056]
(Example 3)
The stent substrate was laser cut from a NiTi superelastic (or shape memory) alloy pipe (for example, an outer diameter of about 1.6 mm, a wall thickness of about 0.2 mm, and a length of 1 m). Specifically, the pipes were installed on an Xθ table, and the movement of the Xθ table was controlled by a computer that received the stent development diagram shown in FIG. A small-diameter stent substrate was produced by intermittently focusing and irradiating a laser on the outer surface of the pipe in synchronism with the movement of the Xθ table (that is, the movement of the NiTi pipe).
Next, the stent substrate was chemically polished to remove burrs. Thereafter, the core metal for diameter expansion was passed through the lumen of the stent substrate, and the stent substrate was expanded to an outer diameter of about 10 mm. And the expansion | swelling stent base | substrate which has super elasticity as a whole was produced by performing heat processing (after that, air cooling) in the state in which the metal core was inserted in the stent base | substrate.
The expanded stent substrate was placed on the heat sink of the heat treatment apparatus having the configuration shown in FIG. 14 and subjected to selective annealing (plasticization) of the connection portion.
A temperature control program is input in advance to the computer (PC), which is the control device in FIG. 14, and in accordance with the program, a partial annealing device (and thus the stent substrate itself) is connected from the DC power supply device via the lead wire. DC power is supplied. The current value is appropriately set by a computer program according to the target temperature and time. Examples of the temperature, time, and current actually used for annealing are as shown in Table 1.
[0057]
[Table 1]
Time (min) 0 (Start heating) 20 25 30 ・ ・ ・ ・ ・ ・ 95 130 135 Heating completed
Temperature (° C) 410 410 400 390 Decrease in temperature in about -10 ° C / 5 minutes 260 190 190 To room temperature
Current (A) 6.3 6.3 6.2 6.1 4.7 3.9 3.9 Air cooling
An electric current was passed through the stent substrate, and the connection portion was selectively heated by self-heating (Joule heat), and maintained at a high temperature (410 ° C.) for a certain time (20 minutes). Thereafter, the temperature was lowered to 190 ° C. at a rate of about −10 ° C./5 minutes (the heating current was gradually reduced), and then the energization was stopped and the temperature was lowered to room temperature to complete the heat treatment.
As described above, the temperature of the joint is measured with a non-contact thermometer such as a thermography, and the temperature is controlled by feeding back the data. Therefore, the temperature fluctuation during the heat treatment (difference between the set temperature and the measured temperature) It was able to be suppressed within ± 2 ° C. This value is sufficiently smaller than the temperature accuracy required for the annealing treatment, and therefore, there is almost no influence of temperature fluctuation on the annealing treatment. Also, the value of the current required for heating varies depending on various factors such as the design of the stent and the temperature of the cooling water.
By performing the partial annealing as described above, it was possible to selectively plasticize and soften only the connection portion of the stent substrate. In addition, as described above, the refractive part of the zigzag part was brought into contact with the heat sink so that the temperature did not rise, so the superelasticity of this part was maintained, and the stent base maintained the original expansion force and self-expandability. .
[0058]
【The invention's effect】
The in vivo indwelling stent of the present invention is an indwelling stent integrally formed in a substantially cylindrical shape by a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after in vivo insertion, The stent includes a plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the outer diameter is reduced when stress is applied, and a connection portion that connects the plurality of annular bodies in a state of being arranged in the axial direction of the stent, The annular body can be elastically deformed by superelasticity, and the connection part is a plastically deformable part that is not superelasticity in whole or in part.
In the stent of the present invention, the annular body portion that is an expansion element can be elastically deformed, and the living body lumen can be surely expanded by the restoring force to the outer diameter at the time of manufacture, and can be plastically deformed only at the connection portion. Since the portion is provided, the above-mentioned biological lumen expansion function is not inhibited. Further, the plastic deformable portion provided in the connecting portion causes the plastic deformation curve to follow the curvature of the living body lumen, so that stress due to the force that the stent tries to restore to a straight line is applied to the indwelling living body lumen site. Very little.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a side view of a stent according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a development view of the stent shown in FIG. 1;
FIG. 3 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG. 1;
4 is an explanatory diagram for explaining a state in which a connecting portion of the stent shown in FIG. 3 is extended. FIG.
FIG. 5 is a side view of the stent in a state where the diameter of the stent shown in FIG. 1 is reduced.
FIG. 6 is a perspective view of a stent according to another embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a perspective view of a stent according to another embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a side view of a stent according to another embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a development view of the stent shown in FIG. 8;
10 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG. 8. FIG.
FIG. 11 is a side view of a stent according to another embodiment of the present invention.
12 is a development view of the stent shown in FIG. 11. FIG.
13 is a partially enlarged view of the stent shown in FIG. 11. FIG.
FIG. 14 is an explanatory diagram for explaining an example of a heat treatment apparatus used in the heat treatment step;
FIG. 15 is an explanatory diagram for explaining an example of a heat sink used in the heat treatment step;
FIG. 16 is an explanatory diagram for explaining an example of a heat sink used in the heat treatment step;
FIG. 17 is an explanatory diagram for explaining another example of the heat sink used in the heat treatment step;
[Explanation of symbols]
1 Stent for in-vivo placement
2 Toroidal
3 connections
Claims (2)
該製造方法は、留置される生体内部位に適合した外径を有する略円筒形状の超弾性金属パイプを準備し、該超弾性金属パイプの側面を部分的に除去して、応力負荷時に外径が縮径する方向への変形が可能な複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続し、かつ、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲する接続部とを備えるステント基材を形成する工程と、
前記ステント基材を装着可能かつ複数の凹部を備えるヒートシンクに、前記ステント基材の各環状体部分が前記ヒートシンク外面に接触し、かつ前記すべての接続部の全体が前記凹部上となり前記ヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、前記ステント基材全体に通電し自己発熱させるとともに前記ヒートシンクに接触する前記環状体が放熱されるようにし、前記ステント基材の前記接続部の全体を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性を付与するための加熱処理工程とを有することを特徴とする生体内留置用ステントの製造方法。An in-vivo indwelling stent integrally formed in a substantially cylindrical shape with a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after insertion into a living body, and the stent has an outer diameter when stress is applied A plurality of annular bodies that can be deformed in the direction of diameter reduction, and a connecting portion that connects the plurality of annular bodies in a state of being arranged in the axial direction of the stent, and the annular body is elastically deformed by superelasticity The connecting portion is bent in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent, and the connecting portion does not substantially have superelasticity as a whole. A method for producing an in-vivo stent that is a plastically deformable part,
The manufacturing method prepares a substantially cylindrical superelastic metal pipe having an outer diameter suitable for an in-vivo site to be placed, partially removes a side surface of the superelastic metal pipe, and provides an outer diameter when stress is applied. A plurality of annular bodies that can be deformed in a direction in which the diameter decreases, and a plurality of annular bodies that are connected in a state of being arranged in the axial direction of the stent and that are orthogonal to the axial direction of the stent Forming a stent base material comprising a connecting portion bent into a V shape or a V shape,
The stent base material can be mounted and the heat sink having a plurality of recesses, each annular body portion of the stent base material is in contact with the heat sink outer surface, and all of the connection portions are on the recesses on the heat sink outer surface. It is arranged so as not to contact, and the whole of the stent substrate is energized and self-heated, and the annular body that contacts the heat sink is dissipated, and the whole connection portion of the stent substrate is heated, And a heat treatment step for substantially eliminating superelastic properties of the connecting portion and imparting plastic deformability.
該製造方法は、留置される生体内部位の内径よりも細い外径を有する略円筒形状の超弾性もしくは形状記憶特性を有するもしくは付与可能な金属パイプを準備し、該パイプの側面を部分的に除去して、複数の環状体と、該複数の環状体をステントの軸方向に配列した状態にて接続し、かつ、前記ステントの軸方向に直交するようにＵ字状もしくはＶ字状に屈曲する接続部とを備えるステント基体を形成するステント基体形成工程と、該ステント基体を留置される生体内部位に適合した外径となるまで拡張し、かつ拡張した状態にて熱処理を行い拡張状態における形状の記憶および超弾性の発現を行うステント基体拡張形態形成工程と、前記拡張形態のステント基体を装着可能かつ複数の凹部を備えるヒートシンクに、前記ステント基体の各環状体部分が前記ヒートシンク外面に接触し、かつ前記すべての接続部の全体が前記凹部上となり前記ヒートシンク外面に接触しないように配置し、かつ、前記拡張ステント基体全体に通電し自己発熱させるとともに前記ヒートシンクに接触する前記環状体が放熱されるようにし、前記拡張形態となったステント基体の接続部の全体を加熱し、該接続部の超弾性物性を実質的に消滅させ塑性変形性もしくは通常の弾性物性を付与するための加熱処理工程とを有することを特徴とする生体内留置用ステントの製造方法。An in-vivo indwelling stent integrally formed in a substantially cylindrical shape with a superelastic metal exhibiting superelasticity before and after insertion into a living body, and the stent has an outer diameter when stress is applied A plurality of annular bodies that can be deformed in the direction of diameter reduction, and a connecting portion that connects the plurality of annular bodies in a state of being arranged in the axial direction of the stent, and the annular body is elastically deformed by superelasticity The connecting portion is bent in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent, and the entire connecting portion is substantially not superelastic. It is a manufacturing method of a stent for in vivo placement,
The manufacturing method prepares a substantially cylindrical superelastic or shape memory characteristic metal pipe having an outer diameter smaller than the inner diameter of the in-vivo site to be placed or capable of being imparted, and the side surface of the pipe is partially Remove and connect a plurality of annular bodies and the plurality of annular bodies arranged in the axial direction of the stent, and bend in a U shape or a V shape so as to be orthogonal to the axial direction of the stent. A stent base body forming step for forming a stent base body including a connecting portion to be expanded, and the stent base body is expanded to an outer diameter suitable for the in-vivo site in which the stent base body is placed, and heat treatment is performed in the expanded state in the expanded state. a stent base expanded configuration forming step for storing and expression of superelastic shape, the heat sink comprising a can and a plurality of recesses mounted stent base body of the expanded form, each ring of said stent body The body part is in contact with the outer surface of the heat sink, and all the connection parts are arranged on the recess so as not to contact the outer surface of the heat sink, and the entire expansion stent substrate is energized to self-heat and the heat sink. The annular body in contact with the heat is dissipated, the entire connecting portion of the stent base in the expanded form is heated, and the superelastic property of the connecting portion is substantially eliminated, so that plastic deformation or normal elasticity is achieved. A method for producing a stent for in-vivo placement, comprising: a heat treatment step for imparting physical properties.
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