JP4575669B2 - フレキシブルステントとその製造方法 - Google Patents

Description

本発明は拡張性内腔人工器官に関するものであり、一般にステントとして知られている。

ステントは体内の血管における閉鎖を治療するために用いられている。ステントは配置の方法、つまりバルーン拡張性もしくは自己拡張性に基づいて分類することができる。本来、バルーン拡張性ステントは非伸展性バルーン上に半径方向に圧縮される。バルーン拡張性ステントは大きな半径方向の力を有するが、圧縮された場合、それは圧縮された状態のままになる。バルーンが膨らむ際、ステントは半径方向に拡張し、バルーンが収縮した後もその形を維持する。バルーン拡張性ステントは屈曲の場所、もしくは側枝アクセスが必要とされる個所での使用では容易に変形するため好都合である。バルーン拡張性ステントは、拡張バルーンに加えられた圧力を制御する医師の能力により、配置の間、自己拡張性ステントよりも大きな半径方向の力を生み出すこともできる。配置の間、加えられた半径方向の力を調整することにより硬くなったアテローム性動脈硬化症血管の血管再構築を補助することができる。

自己拡張性ステントは、一度血管内に配置されると所望の形状に“形状規定”される。その後、それらは通常はステントを含む同心円状のスリーブにより圧縮され、デリバリーの形状へ固定される。ステントはその後目的の場所に送られ、スリーブは除去される。スリーブの除去でステントは“形状規定”の形に戻る。

特許文献１及び特許文献２では、Ｊａｙａｒａｍａｎが自己拡張先端部、及びバルーン拡張中間部を備えたステントを開示している。ステントは外的もしくは内的にポリエステル繊維、もしくは押し出しポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）グラフトに取り付けることができる。ステント、及び押し出しチューブが一緒に押し出されるようにステントが押し出されることも可能である。ステントは押し出しチューブの中層に存在することも可能である。さらに、ステントは結合していてもよいし、結合していなくてもよい。ステントは相互にグラフトの表面上に等距離のところに配置することもでき、その後、縫合糸や接着剤を用いるような適切な手段によりグラフトに取り付けることができる。

特許文献３では、Ｖｒｂａはバルーン拡張部位の各先端部に自己拡張部位を備えたステントを開示している。デリバリーカテーテルからステントの放出時に体温で自己拡張が可能になるように、自己拡張部位はニチノールのような形状記憶合金で作られている。

特許文献４では、Ｓａｌｍｏｎらはバルーン拡張部位の両先端部で自己拡張部位を備えたステントを開示している。ステントは先端の自己拡張性部位と比較すると、中心のバルーン拡張性部位に対する異なる熱処理を受けることによりニチノールから形成することができる。ステントは、ステントの中央部にステンレス鋼を有し、ニチノールの先端部位で結合することにより形成してもよい。
米国特許第５，８５５，５９７号 米国特許第６，１６２，２４５号 米国特許第６，１６８，６２１号 米国特許第６，３１５，７０８号

使用されているステントの種類にかかわらず、ステントを配置する間、血管斑（例えば、アテローム斑）を血管壁から遊離することができる。血栓は血管を閉鎖する塞栓を形成する可能性があり、脳梗塞のような深刻なダメージを導く。従って、塞栓の形成の危険を最小限に抑え、血栓を捕らえることができるステントを作成することが望まれている。

経皮低浸襲的配置処置の間、ステントはしばしば曲がりくねった曲線を描いた脈管構造を通じて導かれる。ステントの最終的な位置は鋭く曲がった血管の長さに沿っていてもよい。従って、脈管構造の曲率に合わせて曲げることができる柔軟性形体を有するステントが必要とされている。

本発明の実施形態の１つの側面によれば、生体内腔配置用のステントが提供される。ステントは近接部を有する第１部材、末端部を有する第２部材、そして第１部材の近接部を第２部材の末端部へ接続するコネクタを含むことができる。コネクタはポリマーを含む材料から作られていてもよい。さらにコネクタは第１部材を第２部材へ柔軟につなぐことができる。第１部材は自己拡張が可能であり、第２部材は外力を加えることにより拡張可能である。

本発明の１つの実施形態では、第１部材、及び第２部材はダイヤモンド型を有することができ、ステントの縦方向の軸に沿って相互に隣接して配置されることが可能である。他の実施形態では、第１部材、及び第２部材はジグザグ型の環状バンドを有することができる。さらに本発明の他の実施形態では、コネクタはリング状構造の第１先端部で第１部材やリング状構造の第２先端部で第２部材に接続されたリング状構造を有することができる。さらに他の実施形態では、コネクタは第1部材の隅部が連結要素の１つにより第２部材の隣接した隅部に連結するように複数の連結要素により規定されることが可能であり、連結要素は一般に箱型構造を有することができる。

本発明の実施形態の他の側面によれば、移植可能な人工器官が提供される。人工器官には自己拡張性第1リング部材、及び外力の適用に伴い拡張できる第２リング部材を含むポリマー層が含まれる。第１リング部材は第２リング部材から離れたところに配置することができる。

本発明の１つの実施形態では、第１リング部材は人工器官の第１先端部に配置することができ、第２リング部材は人工器官の第１先端部と第２先端部の間に配置することができる。１つの実施形態では、自己拡張性第３リング部材は人工器官の第２先端部に備えられ、配置されることが可能である。他の実施形態では、ポリマー層は空隙容量の割合が５％以下である。さらに他の実施形態では、人工器官は、ポリマー層の内部表面に配置された約４０％から約９０％の空隙容量の割合を持つ内腔層を有する。さらに実施形態では、人工器官はポリマー層の外部表面に配置された約４０％から約９０％の空隙容量の割合を持つ外層を有する。

本発明の実施形態の他の側面によれば、ステントの製造方法が提供される。製造方法には、主軸に少なくとも部分的にポリマーから作られているバンドを形成すること、バンドの第１先端部上に第１部材の先端部を配置すること、バンドの第２先端部上に第２部材の先端部を配置すること、及びバンドの厚さを増加させて第１及び第２部材の先端部を内包することが挙げられる。この製造方法では、柔軟に第１部材を第２部材に連結することができる。

装置

ポリマー層を備えた実施形態

図１はポリマー層１３により相互に柔軟に連結された個々の非連結の構造用リング１２を有することが可能なステント１０の実施形態を示している。構造用リング１２はバルーン拡張性構造用リング１２、及び自己拡張性リング１２の組み合わせでもよく、あるいは全て同じ型の構造用リング１２でもよい（すなわち、全てバルーン拡張性かあるいは全て自己拡張性）。ステント１０は約０．５ｃｍ（０．２インチ）から約３０ｃｍ（１０インチ）、例えば３ｃｍ（１インチ）の長さを有することが可能である。

図２ａ〜２ｃは、拡張した状態の自己拡張性構造用リング１２、及び潰れた状態のバルーン拡張性構造用リング１２を備えたステント１０の３つの別々の実施形態を示している。図２ａで示された実施形態は、先端部位１４で自己拡張性構造用リング１２を有し、中間部位１６でバルーン拡張性構造用リング１２を有することが可能である。配置の間、この実施形態は処置中に除去されうる血栓を捕らえる手段として、ステント１０と血管壁の間に孤立した空間を作ることができる。構造用リング１２の数は、ステント１０の長さ１センチメートルにつき約１から約１０個まで変えることができ、さらに狭く、ステント１０の長さ１センチメートルにつき約２から約５個である。しかしながら、自己拡張性及びバルーン拡張性構造用リング１２の数の組み合わせについては、例えば中間部位１６に５つのバルーン拡張性構造用リング１２と各先端部位１４に１つの自己拡張性構造用リング１２のようないかなる組み合わせでも用いることができる。

図２ｂは、先端部位１４でバルーン拡張性構造用リング１２を、中間部位１６で自己拡張性構造用リング１２を有する実施形態を示している。配置の間、バルーン拡張性構造用リング１２により加えられる半径方向の力が自己拡張性構造用リング１２のそれよりもっと簡単に制御される可能性がある。先端部位１４は血管壁にしっかりと固定することができる一方で、先端部位１４と比較して血管壁へのストレスや潜在的な損傷を最小限にくいとめるように中間部位１６は血管壁に対する十分な密着性、あるいは圧力を可能にする。

図２ｃは自己拡張性先端部位１４、及び自己拡張性構造用リング、すなわちバルーン拡張性の構造用リング１２の残りを備えたステント１０の中、もしくは中間付近のリング１２を有することが可能であることを示している。ステント１０は配置の間、ステント１０と血管壁の間に１組の空いた領域を作ることができる。

ポリマー層１３は内腔１８の範囲を規定することができ、構造用リング１２（図３ａ）を取り囲む単層２０から作られるかもしくは構造用リング１２（図３ｂ）を取り囲む内側の副層２２と外側の副層２４から作られることが可能である。単層２０の厚さ２６、もしくは内側の副層２２と外側の副層２４を総合した厚さ２８は、約１０μｍ（０．４ミル）から約２００μｍ（８ミル）、さらに狭い範囲で約５０μｍ（２．０ミル）から約７５μｍ（３．０ミル）でもよい。

ポリマー層１３は構造用リング１２を保持するために役立つ。ポリマー層１３は血管閉鎖を防ぐために血管の内壁に接して内膜裂傷を圧迫することができ、ステント１０と血管壁の間の血栓を閉じ込める手助けをすることができる。特に硬く相互接続している部材や溶接部により連結された構造用リング１２を有する硬いステントと比較すると、ポリマー層１３はさらにステント１０の柔軟性を増加させて屈曲した血管に配置することを補助し、ステント１０の半径方向の拡張によって構造用リング１２へ加えた機械的応力を減らすことができる。ポリマー層１３は、無処理のステントと比べてより良い生体親和性を提供することもできる。さらにポリマー層１３は、ステント１０付近の不自然な血流を減少させることができる。ポリマー層１３は内膜成長用の固定装置やドラッグデリバリー用の基質としての役割も果たすことができる。

ポリマー層１３は無孔ポリウレタン、多孔ポリウレタン（例えば、Ｔｈｏｒａｌｏｎ（登録商標）、カリフォルニア州プレザントンのソーラテックコーポレイションより入手可能）、ＰＴＦＥ、拡張したＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）、ポリエチレンテトラフタレート（ＰＥＴ）、ａｌｐｈｉｔｉｃポリオキサエステル、ポリラクチド、ポリカプロラクトン、そしてヒドロゲルを含むいかなる高分子材料からも作ることができる。“ヒドロゲル”は共有結合、イオン結合、あるいは水素結合を通して架橋ポリマーを含み、ゲルを作るために水分子を取り込む3次元開口格子構造を形成することを目的としている。ヒドロゲルの例としては、アニオンヒドロゲル（例えばアルギン酸ゲル、あるいはカラジーナン）のような非許容ゲルや“固体”ヒドロゲル（例えばアガロース、あるいはポリエチレン酸化物）が挙げられる。

ポリマー層１３は大体、もしくは完全に無孔でよい。ポリマー層１３は空隙容量の割合が約５％以下であり、もっと狭い範囲で約１％以下でもよい。“空隙容量の割合”は孔隙の体積を、孔隙の体積を含む層の総体積で割ったものとして定義される。空隙容量の割合は、ＡＡＭＩ（医療機器振興協会）ＶＰ２０−１９９４、カーデイオヴァスキュラーインプランツ―人工血管セクション８．２．１．２の多孔率の重量測定法に記載されたプロトコールを用いて計測することができる。

図３ｃは、ポリマー層１３の外側、すなわち組織に接触している側にある多孔性外層３０、ポリマー層１３、及びポリマー層１３の内腔側にある多孔性内腔層３２を有するステント１０の実施形態を示している。多孔性外層３０は適切な生体親和性材料、実際には生体吸収性（すなわち、生体分解性）か生体内安定性（すなわち、非生体分解性）のどちらかで作ることができる。多孔性外層３０に使用できる材料の代表的な例にはポリマー層１３に使用できる材料が挙げられる。

治療剤は、移植処置後に基質が持続して放出されるように多孔性外層３０を覆っていてもよいし多孔性外層３０の内部に含まれていてもよい。内膜細胞内部成長はさらに多孔性外層３０によって促進される可能性がある。多孔性外層３０はステントグラフト１０に滑らかな表面を提供することにより、潰される一方で多孔性外層３０の材料の密着性を減らしてステントグラフト１０とデリバリー装置の間の摩擦の度合いを減らすことができる。

多孔性外層３０は約１０μｍ（０．４ミル）から約５０μｍ（２ミル）、さらに狭く約２０μｍ（０．８ミル）から約３０μｍ（１ミル）の厚さを有することが可能である。多孔性外層は約４０％から約９０％の空隙容量を有し、さらに狭く７０％から８０％、例えば７６％であり、孔の平均直径は約１μｍ（０．０４ミル）から約４００μｍ（２０ミル）、さらに狭く約１μｍ（０．０４ミル）から約７５μｍ（３．０ミル）であり、約１μｍ（０．０４ミル）から約３８μｍ（１．５ミル）の範囲を含む。

多孔性内腔層３２は適切な多孔性生体親和性材料から作ることができ、実際には生体吸収性かあるいは生体安定性のどちらかである。適切な材料の例としてはポリマー層１３に用いることができる材料と同じものであってよい。多孔性内腔層３２は、治療剤で覆われたり、あるいは基質中に内包された治療剤を有することにより治療剤のデリバリーに用いることもできる。

多孔性内腔層３２は約１０μｍ（０．４ミル）から約５０μｍ（２ミル）、さらに狭く約２０μｍ（０．８ミル）から約３０μｍ（１ミル）の厚さを有することができる。多孔性内腔層３２は約４０％から約９０％の空隙容量を有し、さらに狭く６５％から８０％、例えば７２％であり、孔の平均直径は約１μｍ（０．０４ミル）から約４００μｍ（２０ミル）、さらに狭く約１μｍ（０．０４ミル）から約７５μｍ（３．０ミル）であり、約１μｍ（０．０４ミル）から約３８μｍ（１．５ミル）の範囲を含む。

図４はジグザグ型の自己拡張性、あるいはバルーン拡張性構造用リング１２の実施形態を示しており、説明を明確にするために切断して平らに伸ばしたものを示している。構造用リング１２は約０．００５ｍｍ（０．０００２インチ）から約１ｍｍ（０．０４インチ）の構造用リングの高さ３４を有することが可能であり、例えば約０．１５ｍｍ（０．００５９インチ）である。構造用リング１２は約０．０５ｍｍ（０．００２インチ）から約１ｍｍ（０．０４インチ）の構造用リングの幅３６を有することが可能であり、例えば約０．１５ｍｍ（０．００５９インチ）である。構造用リング１２は、約１ｍｍ（０．４インチ）から約１０ｍｍ（４インチ）の構造用リングの奥行き３８を有することが可能であり、さらに狭く約２．５ｍｍ（０．０９８インチ）から約５ｍｍ（０．２インチ）である。構造用リング１２は約３個から約１０個の多数の頂上部４０（例えば、急カーブ）を有することが可能であり、例えば５個から７個である。構造用リング１２はさらに約０．０５ｍｍ（０．００２インチ）から約１ｍｍ（０．０４インチ）の頂上部内径４２を有することが可能であり、例えば０．２ｍｍ（０．００８インチ）である。

“バルーン拡張性”構造用リング１２は構造用リング１２として定義することができ、外力の適用に伴い潰れた状態から計画された配置容量に唯一拡張することができる。バルーン拡張性構造用リング１２はステント１０が配置される際、血管開通性を維持するように十分な構造用の支持を提供することができる。バルーン拡張性構造用リング１２用に使用できる代表的な材料には金属、例えば、チタン−ニッケル合金（例えば、ニチノール）、タンタル合金、コバルトクロム合金（例えば、Ｅｌｇｉｌｏｙ）、プラチナ／タングステン合金、ステンレス鋼及びその組み合わせ、さらにポリマーが挙げられる。バルーン拡張性構造用リング１２は同じステント１０内で異なる材料から作られてもよい。

“自己拡張性”構造用リング１２は構造用リング１２として定義することができ、バルーン拡張性構造用リング１２としては適さない。自己拡張性構造用リング１２の構造や大きさは、上記に記載され図４に示されたバルーン拡張性構造用リング１２の構造や大きさと同じであってもよい。自己拡張性構造用リング１２は、血管開通性を維持して、血栓を捕らえるためにバルーン拡張性構造用リング１２と内膜の間にできた空間を塞ぐようにステント１０を血管に対して固定するために十分な構造用支持を提供することを可能にするべきである。自己拡張性構造用リング１２に使用できる材料は上記に記載されたバルーン拡張性構造用リング１２に使用されるものと同じものでよい。自己拡張性構造用リング１２は同じステント１０内で異なる材料から作られてもよい。

構造用リング１２の４つの特徴は以下を含む：（１）使用される材料の降伏応力；（２）使用される材料の弾性係数；（３）目的とする圧縮された直径；及び（４）目的とする拡張された直径。これらの特徴は構造用リング１２がバルーン拡張性か自己拡張性かにかかわらず決まる可能性がある。これらの４つの特徴は相互に関連しているので、他の３つの特徴を一定に保つときに、１つの特徴を分析することは非常にはっきりと役立つ。例えば、自己拡張性構造用リング１２と比較すると、弾性係数や目的とする圧縮された直径及び目的とする拡張された直径を一定に保つ一方でバルーン拡張性構造用リング１２はより小さな降伏応力を有することが可能である。自己拡張性構造用リング１２と比べると、他の３つの特徴を一定に保つ一方で、バルーン拡張性構造用リング１２はより小さい弾性係数を有することが可能である。同様にして分析に従うと、自己拡張性構造用リング１２に比べて、バルーン拡張性構造用リング１２は、他の３つの特徴を一定に保つ一方でより小さい圧縮された直径を有することができ、他の３つの特徴を一定に保つ一方でより大きな拡張された直径を有することが可能である。

ポリマーリングの実施形態

図５はステント１０の別の実施形態を示している。ステント１０は、図５，６に示すように、ダイヤモンド型を形成する環状リング４４から作られた拡張性構造用リング１２を有することができる。環状リング４４は連結点４６により連結が可能である。連結点４６は環状リング４４の間で接着剤もしくは溶接剤の材料の橋渡しになりうる。構造用リング１２は多数の環状リング４４から作ることができ、ポリマーリング４８により相互に支えられることもできる。

構造用リング１２はバルーン拡張性もしくは自己拡張性を有することが可能である。環状リングは約４個から約２５個の屈曲部を有することが可能であり、例えば、１リングにつき約５個の屈曲部である。この実施形態における構造用リング１２の機能や材料は、上記のポリマー層１３の実施形態における構造用リング１２の機能や材料と同じであってもよい。

図７ａと７ｂはポリマーリング４８の実施形態を示している。ポリマーリング４８は円周に連続的であり、取り付けソケット５６を有することができ、構造用リング１２がポリマーリング４８に取り付く場所となっている。取り付けソケット５６は構造用リング１２を捉える手助けをするために、弾性材料もしくはポリマーリング４８の材料と比べてより高い摩擦係数を持つ材料で裏打ちされることが可能である。１つのポリマーリング４８に対する取り付けソケット５６の数は、１つの構造用リング１２に対する屈曲部の数と同じでよい。取り付けソケット５６はポリマーリング４８の構造上の完全性を妨げるべきではない。

弛緩状態では、ポリマーリング４８は約０．５ｍｍ（０．０２インチ）から約１ｃｍ（０．４インチ）のリング長５４を有することが可能であり、さらに狭く約１ｍｍ（０．０４インチ）から約３ｍｍ（０．１インチ）である。ポリマーリングは約１０μｍ（０．４ミル）から約２００μｍ（８ミル）のリング厚さを有しており、さらに狭く約２０μｍ（０．８ミル）から約３０μｍ（１ミル）である。

ポリマーリング４８はステント１０に柔軟性を与える役目を果たすことが可能である。ポリマーリング４８はさらに上記のポリマー層１３と同じ材料から作ることができる。１つのステント１０の内部のポリマーリング４８は、ステント１０の長さに沿って柔軟性を変えるために異なる大きさや異なる材料を有することが可能である。

連結部の実施形態

図８は構造用リング１２の間に連結部を有する創意に富んだステント１０の別の実施形態をさらに示している。連結部は目立たないポリマーコネクタ５８でもよく、図９に示された四角いコネクタを含んでいる。ステント１０の隣接した環状リング４４を連結するために、目立たないポリマー連結部５８の各先端部はいくつかの取り付けソケット５６、例えば約1個を有することができる。

ポリマーコネクタ５８は約０．５ｍｍ（０．０２インチ）から約１０ｍｍ（０．４インチのコネクタ長を有することが可能であり、例えば約２ｍｍ（０．０８インチ）である。ポリマーコネクタ５８は約０．５ｍｍ（０．０２インチ）から約１０ｍｍ（０．４インチ）の範囲のコネクタ幅６２を有することが可能であり、例えば２ｍｍ（０．０８インチ）である。ポリマーコネクタ５８は約０．００５ｍｍ（０．０００２インチ）から約１ｍｍ（０．０４インチ）の範囲のコネクタ深さ６４を有することが可能である。

ポリマーコネクタ５８はステント１０に柔軟性を与える役目を果たすことが可能である。ポリマーコネクタ５８は上記のポリマー層１３用のいかなる材料からも作ることができる。１つのステント１０のポリマーコネクタ５８は、ステント１０の長さや角度位置に沿って柔軟性を変えるために異なる大きさを有していてもよく、異なる材料から作られていてもよい。

製造方法

構造用リング

構造用リング１２は市販されているものから選ぶことができ、または切断する、例えばレーザードリリングにより望まれる材料の硬いチューブあるいは平板から製造することができる。もし構造用リング１２が平板から切り取られると、その次に切断片は円筒型主軸の周囲を包むことが可能になり、切断片の先端部は熱溶接、圧接、あるいは接着剤での付着のような従来の方法で接合することができる。その結果、構造用リング１２は当業者により知られているいかなる方法でもエッチング処理を施されることが可能になる。エッチング処理は構造用リング１２の表面上の脆い酸化被膜を除去するために行うことができる。

自己拡張性構造用リング１２の拡張した形状は焼きなまし工程で事前に設定することができる。自己拡張性構造用リング１２は、自己拡張性構造用リング１２の所望の最終形状をまねた主軸に取り付けることができる。次に自己拡張性構造用リング１２はある時間内、ある温度で熱処理して粒子サイズを増加させ、その後冷却して目的とする段階で自己拡張性構造用リング１２の材料を再結晶化させることができる。弾性係数やプラトー応力などの自己拡張性構造用リング１２の力学的特性は、熱処理時間や温度に基づいて変えることができる。材料や大きさは焼きなまし時間や温度が決定する可能性もある。例えば、ニチノールステントは新形状の主軸上に約４６０℃で約１５分間熱処理できる。しかしながら、新形状の主軸上のニチノールステントはさらに約４６０℃で約５分間熱処理することもできる。すなわち、約１５分間熱処理した自己拡張性構造用リング１２と比べてより高い弾性係数とプラトー応力などの自己拡張性構造用リング１２の異なる力学的特徴を生み出すことができる。異なった材料や異なる特徴の生産物に対する焼きなまし時間と温度は当業者に知られている。

ポリマー層を備えたステント

ポリマー層１３を有するステント１０の実施形態を製造するため、不活性な（例えば、ガラス）主軸は、ポリマー層１３を形成するために組成物に浸されるか、あるいはスプレーされることが可能である。主軸は、例えば約６ｍｍ（０．２インチ）の直径を有することができ、イソプロピルアルコールで洗浄することができる。最初に、組成物は従来の方法で溶媒中にポリマーを溶かすことにより調製することができる。アルコール類、芳香族炭化水素、ジメチルアセトアミド（ＤＭＡＣ）などを含むいかなる適切な溶媒でも用いることができる。適用方法に応じて、ポリマーは、組成物の総重量に占める割合において０％より多く約１００％以下を含むことができる。明確な量は用いられるポリマーの種類や所望の粘性など種々の因子に依存している。ポリマーとしてＴｈｏｒａｌｏｎ（登録商標）、そして溶媒としてＤＭＡＣを用いると、ポリマーは組成物の総重量に占める割合において約５％から約４０％を含むことができる。一部のスプレー塗布の方法に対しては、ポリマーは重量で５％以下でよい。主軸が組成物に浸される実施例では、ポリマーは組成物の総重量に占める割合において約２４％である。

実施例では、主軸は約７０ｃｍ／分（３０インチ／分）の速さで鋳型（例えば、直径約６．７６ｍｍ（０．２６６インチ）を有する）を通じて組成物に浸すことができる。その次に溶媒は、主軸上にポリマーのフィルム層を形成するために除去されるか、もしくは蒸発させてもよい。半固体表面を有するポリマー層を提供するためには溶媒を除去する処置を完成させる必要はない。半固体表面は、基本的に複層間ではっきりと識別できる継ぎ目を取り除く複合的なコーティングの適用の間、より良好な付着性の連携を提供することができる。反対に、溶媒の除去を完全に行うと継ぎ目を作る可能性が生じる。すなわち内部副層２２や外部副層２４（図３ｂ参照）を作る。溶媒の蒸発は約５分から約２４時間、約２５℃から約８０℃の温度を有するオーブン内で熱処理を施すことにより引き起こすことができる。模範的な実施例では、約６０℃で約６０分間、大気圧下で蒸発を誘導することが可能である。代わりに真空条件を用いてもよい。

ポリマー層１３の最初の被膜形成に続いて、構造用リング１２が主軸上に置かれ、第１の被膜上に安全に配置されることが可能になる。その次に組成物が再び塗布されて構造用リング１２を覆うことができる。実施例では、組成物のこの２番目の塗布は、組成物中に主軸を約７０ｃｍ／分（３０インチ／分）の速さで鋳型（例えば、直径約７．２４ｍｍ（０．２８５インチ）を有する）を通じて浸すことにより行うことができる。組成物の２番目の被膜の塗布後、溶媒は除去されるか、もしくは構造用リング１２を内包するポリマー層１３を形成するために蒸発させてもよい。

多孔性内腔層

多孔性内腔層３２の実施例では、多孔性内腔層３２を形成するために、最初に主軸を組成物に浸すか、もしくは代わりに主軸に組成物を噴霧することが可能である。組成物は、溶媒に混ぜられた上記のポリマーの少なくとも１つを構成することが可能である。ポリマーとしてＴｈｏｒａｌｏｎ（登録商標）、内腔層の溶媒としてＤＭＡＣを用いると、組成物は前に記載されたポリマー／溶媒の重量比を含むことができる。主軸を組成物に浸す実施例では、ポリマーは組成物の総重量に占める割合において約１４％である。

組成物が主軸に塗布される前に、塩などの水溶性粒子を組成物に加えることにより孔を導入することができる。実施例では、回転ブレードミキサーで約1時間大気圧の下で約１８℃から約２７℃の温度範囲で粒子を組成物中に混合することができる。その次に、蒸留水中に乾燥した層を浸して、粒子を溶かして、孔を残すことにより粒子を抽出することが可能になる。得られた空隙容量は、塩の体積の塩を加えたポリマーの体積に対する比に実質的には等しい可能性がある。得られた孔直径も塩の粒子の直径に実質的には等しい可能性がある。抽出は当業者に知られた各種の方法を通して行うことができる。実質的にはさらに約６０℃の蒸留水に約１時間主軸上で浸し、そして実質的にはさらに約６０℃の蒸留水に約１時間主軸無しで浸すことが挙げられる。全ての層がステント１０に塗布されるとすぐに抽出を行うことができる。組成物は約１０倍から約２０倍、例えば約１４倍の塩の総量を有することができ、重量ではポリマーの総量である。

実施例では、主軸は約７０ｃｍ／分（３０インチ／分）の速さで鋳型（例えば、直径約６．７６ｍｍ（０．２６６インチ）を有する）を通じて組成物に浸すことができる。組成物の塗布後、溶媒は、主軸上にポリマーのフィルム層を形成するために除去されるか、もしくは蒸発させてもよい。熱処理の適用、例えば約５分から約２４時間、オーブンで約２５℃から約８０℃の温度で蒸発を誘導することができる。例えば、熱処理は約６０℃で約２０分間、大気圧下で行うことができる。代わりに真空条件を用いてもよい。組成物の塗布や溶媒の除去の過程は適切な厚さの多孔性内腔層３２を形成するために繰り返されてもよい。

多孔性外層

多孔性外層３０の実施例では、多孔性外層３０の形成のために、組成物をポリマー層１３に塗布することができる。組成物に使用されている溶媒は、２つの層を接着する手助けをするためにポリマー層１３をぬらすことができる。組成物におけるポリマーの溶媒に対する比は前回の比と同じであってもよい。主軸を組成物に浸す実施例では、ポリマーは
組成物の総重量に占める割合において約１０％である。

組成物は孔を形成するために粒子を含有することができる。組成物は約１から約１０倍の塩の総量を有することが可能であり、例えば約６倍であり、重量ではポリマーの総量である。

実施例では、主軸は約７０ｃｍ／分（３０インチ／分）の速さで鋳型（例えば、直径約７．２４ｍｍ（０．２８５インチ）を有する）を通じて組成物に浸すことができる。組成物の塗布後、溶媒は、多孔性外層３０を形成するために除去されるか、もしくは蒸発させてもよい。組成物の塗布や溶媒の除去の過程は適切な厚さの多孔性外層３０を形成するために繰り返されてもよい。

ポリマーリング、もしくはポリマーコネクタを備えたステント

ポリマーリング４８、あるいはポリマーコネクタ５８を有するステント１０の実施形態を製造するために、ポリマーリング４８、あるいはポリマーコネクタ５８は当業者に知られている技術により、最初に鋳造されるか、あるいはその反対に形成されることが可能である。次いで、構造用リング１２を取り付けソケット５６に圧入することができる。接着剤は、構造用リング１２がポリマーリング４８、もしくはポリマーコネクタ５８と接触するところに塗布することもできる。

ポリマーリング４８、あるいはポリマーコネクタ５８を有するステント１０は、主軸６６上にじかに製造されることも可能である。図１０ａ−１０ｃは、ポリマーリング４８を備えたステント１０を製造する方法を示している。コネクタ５８を形成するために同じ方法が用いられてよい。まず、ポリマーリング４８用の組成物を、溶媒中に溶かされた上記のポリマーの少なくとも１つを構成するように調製することができる。実施例では、所望の数のバンド層６８を形成するためにシリンジにより組成物を主軸６６に塗布することが可能である。シリンジは、例えば、組成物の塗布を制御するための２０個の標準規格注射針チップを有することが可能である。その後、溶媒は組成物から除去することができる。

バンド層６８の形成に続いて、図１０ｂに示すように、構造用リング１２の部位が重なりバンド層６８上を覆って配置されるように構造用リング１２は主軸６６に配置されてもよい。次いで、図１０ｃに示すように、ポリマーリング４８の数を満たすように組成物はシリンジにより塗布される。

使用方法

図１１ａ〜１１ｃはステント１０の１つの実施形態を用いる方法を示している。図１１ａは、半径方向に圧縮されてデリバリー装置７０、例えばカテーテルに搭載した後のステント１０を示している。次いで血管７２において、目的とする配置場所、例えば内膜弁７４、もしくはアテローム斑７６の近くに配置される。図１１ｂに示すように、デリバリー装置７０はその後自己拡張性先端部位１４を解放することができる。次いで自己拡張性先端部位１４は、血栓を捉えるために血管７２の残りの部分からステント１０と血管壁の間の空間を分割する。多孔性外層３０や多孔性内腔層３２によって覆われている、もしくはポリマー層１３を有するステント１０の実施例では、ステント１０と血管壁の間の空間は実質的には体液の流れから分離されることが可能である。自己拡張性先端部位１４は、配置の過程の初めに血管壁に対してステント１０を固定することにより、配置の間ステント１０の移動を最小限に抑えることもできる。次いで図１１ｃに示すように、拡張装置は、バルーン拡張性中間部位１６を半径方向に拡張し、血管壁に接触した閉塞を圧迫し保持して、必要に応じて血管の再形成を行う。

ステント１０の構造やバルーン拡張性と自己拡張性構造用リング１２の組み合わせは、体内のステント１０の目的とする位置に基づいて選択することができる。例えば、ステント１０を冠状動脈、もしくは神経血管に使用することを目的とする場合、ステント１０は図８に示すような構造を有することができ、当業者に知られた方法により、ステント１０へ血管７２の側枝の連結を促すようにバルーン拡張性構造用リング１２から作ることができる。他の例のようにステント１０を末梢血管に使用することを目的とする場合、外力によって押しつぶされているステント１０の影響を最小限に抑えるために、ステント１０は図５に示された構造を有することができ、自己拡張性構造用リング１２から作ることができる。さらに別の実施例では、ステント１０を伏在静脈グラフトに使用することを目的とする場合、ステント１０は図５に示された構造を有することが可能であり、自己拡張性構造における自己拡張性及びバルーン拡張性構造用リング１２、そして図２ａで示された自己拡張性構造用リング１２から作ることができる。

本発明は特に実施例と適用に関して開示されているが、当業者は、請求の範囲に記載されている発明の精神から逸脱し請求の範囲に記載されている発明の範囲を超えることなく、この開示を踏まえてさらなる実施例や修正を作り出すことができる。例えばポリマーリング４８やポリマーコネクタ５８は、ジグザグ型の構造用リング１２と共に用いることができる。同様にポリマー層１３は複数のダイヤモンド型環状リング４４と共に用いることができる。従って、ここで図面や説明は、本発明の理解を促すための例を通して提供されるものであり、その範囲を限定すると解釈されるべきではないことが理解されるであろう。

図１はステントの１つの実施形態の側面図を示す。 図２ａ〜２ｃは拡張された自己拡張性リングと圧縮されたバルーン拡張性リングとを備えたステントの各種の実施形態を示す。 図３ａ〜３ｃは図１の断面３−３の実施形態を示す。 図４はステントの実施形態における細長い構造用リングの透視図を示す。 図５はステントの別の実施形態の透視図を示す。 図６は図５における拡張性構造用リングの実施形態の側面図を示す。 図７ａ、７ｂはステントの実施形態におけるポリマーリングの透視図と正面図をそれぞれ示す。 図８はステントの別の実施形態の透視図を示す。 図９は図８で示したポリマーコネクタの実施形態の透視図を示す。 図１０ａ〜１０ｃは主軸上でのステントの実施形態の製造方法を示す。 図１１ａ〜１１ｃはステントの実施形態を使用する方法を示す。

Claims (7)

1. 第１屈曲部、第２屈曲部及び第３屈曲部により規定される形を有し、前記第２屈曲部は前記第１屈曲部及び前記第３屈曲部の間にある第１環状リングと、
   第４屈曲部、第５屈曲部及び第６屈曲部により規定される形を有し、前記第５屈曲部は前記第４屈曲部及び前記第６屈曲部の間にある第２環状リングと、
   前記第１屈曲部及び前記第４屈曲部を連結する第１連結点と、
   前記第１連結点から離れており、前記第３屈曲部及び第６屈曲部を連結する第２連結点と、をそれぞれ備える自己拡張可能な構造のリング及びバルーン拡張可能な構造のリングと、
   第１ソケット及び第２ソケットを有し、前記第１ソケットに前記バルーン拡張可能な構造のリングの前記第２屈曲部が連結され、前記第２ソケットに前記自己拡張可能な構造のリングの前記第５屈曲部が連結されたポリマーリングと、
   を備えることを特徴とするステント。
2. 前記ポリマーリングは、弛緩状態では０．５ｍｍ〜１ｃｍのリング長を有することを特徴とする、請求項１に記載のステント。
3. 前記ポリマーリングは１０μｍから２００μｍのリング厚さを有することを特徴とする、請求項１又は２に記載のステント。
4. 前記ポリマーリングは、無孔ポリウレタン、多孔ポリウレタン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、ＰＥＴ、脂肪族ポリオキサエステル、ポリラクチド、ポリカプロラクトン、又はヒドロゲルから成る群から選択される高分子材料から成ることを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載のステント。
5. 前記バルーン拡張可能な構造のリングを間に挟んで前記ポリマーリングに並べて設けられた第２のポリマーリングを更に備え、
   前記第２のポリマーリングは、第１ソケット及び第２ソケットを有し、この第２ソケットに前記バルーン拡張可能な構造のリングの前記第５屈曲部が連結されていることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか一項に記載のステント。
6. 前記第２屈曲部及び前記第５屈曲部はダイヤモンド型の対角を構成することを特徴とする、請求項１〜５のいずれか一項に記載のステント。
7. 前記第１環状リング及び前記第２環状リングはジグザグ型であることを特徴とする、請求項１〜６のいずれか一項に記載のステント。
   

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