專利名稱：生物體管腔用修補材料的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種將經絲和緯絲交織而形成為管狀并用于修補血管等生物體管腔的生物體管腔用修補材料。
背景技術：
例如在治療胸部、腹部的動脈瘤等疾病的過程中，有時會進行利用人工血管替換血管的一部分的外科手術，但該手術方式存在對患者的傷害較大的傾向。因此，也采用如下這樣的手術方式，即，通過保留原來的血管并在該血管內留置作為血管修補材料的支架移植體，降低對患者的手術傷害。
通常的支架移植體是如下這樣構成的在將用聚酯等樹脂絲織成的紡織物(fabric)形成為圓筒狀而成的管(移植體)的內表面或者外表面，縫合固定將鎳鈦合金、不銹鋼等金屬絲形成為Z狀、環(huán)狀而成的骨架(支架)(例如參照日本特表2007 - 518532號公報)，不需要球囊等的具有自身擴張性能的支架移植體占主流。但是，在這樣的支架移植體中，其向血管內插入時，管的直徑與上述骨架的厚度的量及骨架的縫合絲的厚度的量相應地變大，因此，即使向縮小管的外徑的方向折疊，有時也難以充分地細徑化。于是，需要使收容支架移植體并輸送到目標位置的輸送用的鞘的直徑也大徑化，有可能無法充分地降低對患者的手術傷害。并且，在設有上述骨架的構造上，在該骨架與織物的抵接部位等存在力易于局部地集中的傾向，有可能對與支架移植體接觸的血管壁產生影響，有可能產生織物破損等。

發(fā)明內容
本發(fā)明是考慮到這樣的現(xiàn)有技術的問題而做成的，其目的在于提供能夠充分地細徑化、并且能夠分散所作用的力、從而能夠降低對患者的傷害的生物體管腔用修補材料。本發(fā)明的生物體管腔用修補材料的特征在于，該管腔用修補材料由經絲和緯絲交織而形成為管狀，該經絲由樹脂材料形成，該緯絲包含由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬中的至少I種材料形成的線材，并且，上述緯絲沿著周向織入，上述經絲沿著軸向織入，上述經絲及上述緯絲中的一者或者兩者由具有因體液而溶脹的性能的絲或者施加有具有因體液而溶脹的性能的涂層的絲形成。采用這樣的構造，通過使沿著管的周向織入的緯絲中含有由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬中的至少I種材料形成的線材，能夠由在該緯絲中具有充分的彈性的紡織物構成生物體管腔用修補材料。因而，與在管(移植體)的內側或者外側設有由金屬絲等構成的骨架(支架)的構造的支架移植體相比，在該生物體管腔用修補材料中，緯絲保持該骨架的功能，因此，能夠省略該骨架，從而能夠與骨架的厚度的量及將骨架縫合于織物的絲的厚度的量相應地將管構成得薄壁且小徑。因此，在該生物體管腔用修補材料向體內插入時，能夠容易地折疊至充分細徑的狀態(tài)，從而能夠降低對患者的傷害，并且，在作為目標的管腔內，能夠利用緯絲的彈力順暢且充分地擴張。另外，由于替代上述骨架而使用緯絲，因此，作用于該生物體管腔用修補材料的力也整體上大致均勻，能在局部作用較強的力，能夠提高對于與支架移植體接觸的血管壁的安全性，并且，能夠防止織物的破損等。另外，由于上述經絲及上述緯絲中的一者或者兩者由具有因體液而溶脹的性能的絲或者施加有具有因體液而溶脹的性能的涂層的絲形成，因此，減少了構成該生物體管腔用修補材料的緯絲、經絲的設置根數(shù)，從而能夠在折疊時進一步細徑化。即，即使減少了經絲、緯絲的根數(shù)，也能夠利用溶脹的上述材料在體內可靠地堵塞紋理的間隙，能夠確保作為該生物體管腔用修補材料的功能。本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成上述緯絲具有沿著上述軸向凹凸變化的波狀，該波狀的峰部和谷部分別在上述周向上形成有兩個以上。于是，該生物體管腔用修補材料的折疊作業(yè)更加容易。并且，與將緯絲構成為直線狀的情況相比，在將該生物體管腔用修補材料從擴張狀態(tài)向壓縮狀態(tài)折疊的情況下，壓縮狀態(tài)相對于擴張狀態(tài)的變形率降低，因此，能夠有效地降低緯絲在導管的鞘等內部的回彈性，也更容易自該鞘放出該生物體管腔用修補材料。
本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成上述緯絲具有由上述形狀記憶樹脂、上述形狀記憶合金及上述超彈性金屬中的至少I種材料形成的第I絲、由樹脂材料形成的第2絲，上述第I絲和上述第2絲按照規(guī)定的比率交替配置，并與上述經絲交織。由此，例如，即使在由形狀記憶合金、超彈性金屬形成第I絲的情況下，也能夠在該第I絲之間配置由樹脂材料構成的第2絲，因此，能夠有效地防止由金屬線材構成的第I絲彼此相鄰而互相產生滑動、錯位的情況。另外，通過相對于第2絲，將具有彈性的第I絲按照規(guī)定的比率交替配置，能夠適當?shù)刈兏撋矬w管腔用修補材料的擴張性能、壓縮性能。在這種情況下，本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成上述第I絲和上述第2絲的比率如下配置一根上述第I絲而后配置一根上述第2絲地交替配置，或者配置一根以上的上述第I絲而后配置兩根以上的上述第2絲地交替配置。另外，若上述第I絲和上述第2絲的上述比率在該生物體管腔用修補材料的全長上恒定，則能夠更加可靠地防止由金屬線材構成的第I絲彼此相鄰而互相發(fā)生滑移、錯位的情況，并且，能夠使該生物體管腔用修補材料的擴張性能、壓縮性能在其全長上均勻且穩(wěn)定。本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成在該生物體管腔用修補材料的軸向上，將兩端部附近的上述第I絲與上述第2絲的比率設定得高于中間部的上述第I絲與上述第2絲的比率。于是，管的兩端部附近的彈性被設定得較強，中間部的彈性被設定得比兩端部附近的彈性弱，因此，在將該生物體管腔用修補材料設置于作為目標的管腔內時，能夠在兩端部發(fā)揮充分的擴張力，因此，能夠在管腔內整體上順暢地擴張，能夠可靠地留置在該管腔內。而且，由于中間部的擴張力比較弱，因此，能夠適當?shù)亟档驼郫B時的壓縮阻力，折疊變得容易。另外，若該生物體管腔用修補材料的最兩端部中的至少任一個端部是上述第I絲，則能夠在該最端部可靠地發(fā)揮充分的擴張力，能夠更可靠地將該生物體管腔修補材料留置在管腔內。另外，本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成在該生物體管腔用修補材料的軸向上配置于兩端部附近的上述緯絲的彈性比在上述軸向上配置于中間部的上述緯絲的彈性強，管的兩端部附近的彈性設定得較強。在這種情況下，本發(fā)明的生物體管腔用修補材料也可以如下這樣形成在該生物體管腔用修補材料的軸向上配置于兩端附近的上述緯絲由線徑比在上述軸向上配置于中間部的上述緯絲的線徑粗的絲形成，或者由彈性比在上述軸向上配置于中間部的上述緯絲的彈性強的絲形成。另外，若在沿著至少該生物體管腔用修補材料的兩端部中的任一個端部的周向設有多個鉤，則該鉤嵌入于血管壁等，因此，能夠更加可靠地防止生物體管腔用修補材料的錯位。采用本發(fā)明，通過使沿著管的周向織入的緯絲中含有由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬中的至少I種材料形成的線材，能夠由在該緯絲中具有充分的彈性的紡織物構成生物體管腔用修補材料。因而，與在管(移植體)的內側或者外側設有由金屬絲等構成的骨架(支架)的構造的支架移植體相比，在該生物體管腔用修補材料中，緯絲保持該骨架的功能，因此，能夠省略該骨架，從而能夠與骨架的厚度的量及將骨架縫合于織物的絲的厚度的量相應地將管構成得薄壁且小徑。由此，在該生物體管腔用修補材料向體內插入時，能夠容易地折疊至充分細徑的狀態(tài)，從而能夠降低對患者的傷害，并且，在作為目標的管腔內，能夠利用緯絲的彈力順暢且充分地擴張。另外，由于使用緯絲替代上述骨架，因此，作用于該生物體管腔用修補材料的力也整體上大致均勻，能在局部作用較強的力，能夠提高對于與支架移植體接觸的血管壁的安全性，并且，能夠防止織物破損等。另外，由于上述經絲及上述緯絲中的一者或者兩者由具有因體液而溶脹的性能的絲或者施加有具有因體液而溶脹的性能的涂層的絲形成，因此，減少了構成該生物體管腔用修補材料的經絲、緯絲的設置根數(shù)，從而能夠在折疊時進一步細徑化。即，即使減少了經絲、緯絲的根數(shù)，也能夠利用溶脹的上述材料在體內可靠地堵塞紋理的間隙，能夠確保作為該生物體管腔用修補材料的功能。


圖IA是將本發(fā)明的第I實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體擴張后的狀態(tài)的立體圖，圖IB是將圖IA所示的支架移植體折疊后的狀態(tài)的立體圖。圖2是圖IA所示的支架移植體的局部省略放大側視圖。圖3是表示支架移植體的交織方法的變形例的說明圖。圖4是表示支架移植體的交織方法的另一變形例的說明圖。圖5是圖2所示的支架移植體的第I變形例的支架移植體的局部省略放大側視圖。圖6是圖2所示的支架移植體的第2變形例的支架移植體的局部省略放大側視圖。圖7是示意地表示本發(fā)明的第2實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體的構造的立體圖。圖8是圖7所示的支架移植體的局部省略放大側視圖。 圖9是示意地表示本發(fā)明的第3實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體的構造的立體圖。圖10是圖9所示的支架移植體的局部省略放大側視圖。圖11是圖10所示的支架移植體的變形例的支架移植體的局部省略放大側視圖。圖12A是示意地表示本發(fā)明的第4實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體的構造的側視圖，圖12B是從軸向看圖12A所示的支架移植體的主視圖。
圖13是示意地表示圖7所示的支架移植體的變形例的支架移植體的構造的立體圖。
具體實施例方式下面，列舉優(yōu)選的實施方式并參照

本發(fā)明的生物體管腔用修補材料。圖IA是將本發(fā)明的第I實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體10擴張后的狀態(tài)的立體圖，圖IB是將圖IA所示的支架移植體10折疊后的狀態(tài)的立體圖。本實施方式的支架移植體10例如用于治療胸部、腹部的大動脈瘤，是通過插入、留置在帶有病變的血管內來修補(補綴)該血管的血管修補材料。另外，本發(fā)明除了用于血管之外，例如也可以用于治療氣管、食道、膽管及尿道等各種生物體管腔。如圖IA所示，支架移植體10是使緯絲12和經絲14交織而形成的管狀的紡織物(fabric)，緯絲12沿著管的周向織入，經絲14沿著管的軸向織入。支架移植體10例如是利用采用了平筘等的公知的織法使緯絲12和經絲14交織而成的。在緯絲12和經絲14的表面設有溶脹涂層16。溶脹涂層16例如是將具有在血管內的修補部因體液(血液等)而溶脹的性能的高分子材料涂敷在緯絲12和經絲14的表面而成的，其也可以僅設在緯絲12和經絲14中的一者上。圖2是圖IA所示的支架移植體10的局部省略放大側視圖，示意地圖示了支架移植體10的周面的一部分。即，在圖2中，在緯絲12與經絲14之間、相鄰的緯絲12相互之間、及相鄰的經絲14相互之間分別設置間隙地圖示，但是，由于支架移植體10構成了使血液等體液在其內腔中流通的流路，顯而易見，實際上，幾乎不存在上述間隙，各絲互相緊密貼合而幾乎不存在間隙地織入。如圖2所示，緯絲12具有作為兩種絲(線材)的第I絲12a (在圖2中以斑點圖案表示)和第2絲12b，上述第I絲12a和第2絲12b以交替配置的狀態(tài)與經絲14 一同織入而形成支架移植體10。第I絲12a是彈性比第2絲12b的彈性強的線材，例如由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金或者超彈性金屬形成。作為構成第I絲12a的上述形狀記憶樹脂，例如能夠列舉出苯乙烯一丁二烯共聚體、聚降冰片烯、反式異戊二烯、聚氨酯等或者含有上述成分的高分子材料。作為上述形狀記憶合金，例如能夠列舉出Ti - Ni合金、鐵系的合金等。作為上述超彈性金屬，例如能夠列舉出彈簧用高張力不銹鋼、49原子％ 53原子％ Ni的Ti - Ni合金、38. 5重量％ 41. 5重量％ Zn的Cu - Zn合金、I重量％ 10重量％ X的Cu — Zn 一 X合金(X = Be、Si、Sn、Al、Ga)、36原子％ 38原子％ Al的Ni — Al合金等。在這種情況下，形成為用O. 01 % 10.0% X 置換 Ti - Ni 合金的一部分而成的 Ti - Ni — X 合金(X = Co、Fe、Mn、Cr、V、Al、Nb、W、B)、或者形成為用O. 01 % 30. 0%原子置換Ti - Ni合金的一部分而成的Ti 一 Ni —X合金(X = Cu、Pb、Zr)，并選擇冷加工率及(或)最終熱處理的條件，由此，能夠適當?shù)馗淖儥C械特性。并且，通過使用上述Ti 一 Ni — X合金并選擇冷加工率及(或)最終熱處理的條件，能夠適當?shù)馗淖儥C械特性。另外，所使用的超彈性合金的挫曲強度(負載時的屈服應力)例如為5kg/mm2 200kg/mm2 (22°C),優(yōu)選為8kg/mm2 150kg/mm2,恢復應力(卸載時的屈服應力)為3kg/mm2 180kg/mm2 (22°C ),優(yōu)選為5kg/mm2 130kg/mm2。這里所說的超彈性的意思是指，即使在使用溫度下變形(彎曲、拉伸、壓縮)至通常的金屬塑性變形的區(qū)域，在釋放變形之后，也不需要加熱就大致恢復到壓縮前的形狀。另外，構成第I絲12a的形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬需要至少在生物體溫度(37°C附近)具有充分的特性。第2絲12b由樹脂材料形成，例如能夠列舉出聚酯、ePTFE (拉伸聚四氟乙烯)、聚酰胺等。
經絲14由與第2絲12b大致同樣的樹脂材料形成，例如能夠列舉出聚酯、ePTFE(拉伸聚四氟乙烯)、聚酰胺等。這樣，在采用使構成緯絲12的第I絲12a和第2絲12b的比率(比例)為I :1而一根第I絲12a —根第2絲12b地交替配置的構造的情況下，可以使緯絲12的第I絲12a是線徑例如為O. Olmm O. 2mm左右、優(yōu)選為O. 13mm左右的線材，可以使第2絲12b是線徑例如為O. Olmm O. 3mm左右、優(yōu)選為O. 05mm左右的線材，可以使經絲14是線徑例如為
O.Olmm O. 3mm左右、優(yōu)選為O. 05mm左右的線材。另外，將上述緯絲12和經絲14交織而成的支架移植體10例如形成為外徑為6mm 46mm左右、長度為40mm 200mm左右的管。如上所述，在本實施方式中，支架移植體10如下這樣構成將由樹脂材料形成的經絲14與具有由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬中的一種材料形成的第I絲12a和由樹脂材料形成的第2絲12b的緯絲12交織，并形成為管狀。即，通過使用具有充分的彈性的第I絲12a作為沿著支架移植體10的周向織入的緯絲12，不必像以往的支架移植體那樣對管狀的織物安裝骨架(支架)，能夠實質上僅由管狀的織物構成具有充分的擴張性的支架移植體。因而，在支架移植體10中，由于沒有上述骨架，因此，與以往構造的支架移植體相t匕，能夠與該骨架的厚度的量及將該骨架縫合于織物的絲的厚度的量相應地構成得薄壁且小徑。因此，在將支架移植體10向體內插入時，如圖IB所示，能夠容易地折疊至充分細徑的狀態(tài)，從而能夠降低對患者的傷害，并且，在作為目標的管腔內，利用第I絲12a的彈力如圖IA所示那樣順暢且充分地擴張。另外，由于替代上述骨架而使用緯絲12 (第I絲12a)，因此，作用于支架移植體10的力也在整體上均勻，能對局部作用較強的力，能夠提高對于與支架移植體10接觸的血管壁的安全性，并且，能夠防止產生織物破損等情況。另外，在支架移植體10中，由于沒有骨架，因此，通過適當?shù)卦O定用于構成織物的緯絲12的材質、尺寸、形狀或者緯絲12相對于經絲14的織入角度，能夠得到與該支架移植體10的用途、規(guī)格相應的最佳性能。本實施方式的支架移植體10在緯絲12和經絲14的表面設有溶脹涂層16，因此，與未設置該溶脹涂層16的情況相比，能夠減少緯絲12和經絲14的設置根數(shù)，從而能夠在折疊時進一步細徑化。另一方面，通過減少緯絲12和經絲14的設置根數(shù)，在向體內插入之前，有時也會在紋理中產生一些間隙，但在體內擴張時，溶脹涂層16因體液而溶脹，緯絲12和經絲14的紋理的間隙被堵塞，作為支架移植體的功能不會降低。換言之，通過使用設有溶脹涂層16的緯絲12和經絲14，能夠降低支架移植體10的織物的透水率，因此，能夠降低紡織密度，從而能夠進一步細徑化。另外，即使替代溶脹涂層16，而由具有溶脹性的高分子材料等構成緯絲12和經絲14的構成材料自身，也能夠得到大致同樣的效果。另外，即使緯絲12和經絲14中的任一者使用帶有溶脹涂層16的材料，也能夠在折疊時一定程度地細徑化。另外，在圖2中，例示了利用緯絲12和經絲14 一根一根地交替浮沉地紡織的、被稱作平織的織法交織而成的支架移植體10，但不言而喻，也可以是其他的織法。例如也可以采用利用以下等各種公知的織法交織而成的支架移植體如圖3所示，以經絲14在由第I絲12a和第2絲12b構成的兩根緯絲12之上連續(xù)地通過、接著在兩根緯絲12之下通過、接著在兩根緯絲12之上通過的方式進行紡織的、被稱作斜紋(twill)紡織的織法；如圖4所示，以經絲14在由第I絲12a和第2絲12b構成的4根緯絲12之上連續(xù)地通過、接著在I根緯絲12之下通過、接著在4根緯絲12之上通過的方式進行紡織的、被稱作緞織(satinweave)的織法。在上述內容中，作為支架移植體10，例示了緯絲12使用了第I絲12a和第2絲12b 的構造，但如圖5所示，也可以構成為緯絲12僅使用具有彈性的第I絲12a的支架移植體IOa0在像支架移植體IOa那樣使全部的緯絲12都是第I絲12a的構造中，假如全部由金屬材料形成第I絲12a，則與使用樹脂材料的第2絲12b的支架移植體10相比，有可能在相鄰的第I絲12a相互之間易于產生滑動、錯位。但是，由于支架移植體IOa未織入第2絲12b，因此，制造更加容易，而且能夠得到較強的彈力，因此，根據其用途、規(guī)格等的不同是有效的。不言而喻，在全部由形狀記憶樹脂形成用于構成支架移植體IOa的第I絲12a的情況下，能夠防止在相鄰的第I絲12a相互之間的滑動等。另外，即使將形狀記憶樹脂和超彈性金屬(形狀記憶合金)用作第I絲12a，并將形狀記憶樹脂和超彈性金屬(形狀記憶合金)交替配置，也能夠防止上述的滑動等。在采用這樣由第I絲12a構成全部的緯絲12的支架移植體IOa的情況下，可以使緯絲12 (第I絲12a)是線徑例如為O. Olmm O. 15mm左右、優(yōu)選為O. Imm左右的線材。于是，即使由彈性較強的第I絲12a形成全部的緯絲12，也能夠防止支架移植體的彈性過強、壓縮時的阻力過大的情況，例如具有與使用第2絲12b的支架移植體10大致同樣的性質。另外，作為圖IA等所示的支架移植體10，例示了使緯絲12中的第I絲12a和第2絲12b的比率(比例)為I :1而一根第I絲12a —根第2絲12b地交替配置的構造，但不言而喻，也能夠以其他的比率配置第I絲12a和第2絲12b。例如也可以像圖6所示的支架移植體IOb那樣，采用使緯絲12中的第I絲12a和第2絲12b的比率為I :3而交替配置、即緯絲12的4根絲中的I根絲為第I絲12a的構造。在這種情況下，可以使緯絲12 (第I絲12a和第2絲12b)是線徑例如為O. 02mm O. 23mm左右、優(yōu)選為O. 16mm左右的線材。于是，與使上述利率為I :1的構造相比，具有彈性的第I絲12a的比例減少，但能夠確保充分的彈性。不言而喻，緯絲12中的第I絲12a和第2絲12b的比率也可以是除上述例示的比率之外的比率。例如也可以采用使第I絲12a和第2絲12b的比率為I :7而交替配置、即緯絲12的8根絲中的I根絲為第I絲12a的構造，在這種情況下，可以使緯絲12 (第I絲12a和第2絲12b)是線徑例如為O. 02mm O. 29mm左右、優(yōu)選為O. 2mm左右的線材。同樣，例如也可以采用使第I絲12a和第2絲12b的比率為I :15而交替配置、即緯絲12的16根絲中的I根絲為第I絲12a的構造，在這種情況下，可以使緯絲12 (第I絲12a和第2絲12b)是線徑例如為O. 02mm O. 3mm左右、優(yōu)選為O. 22mm左右的線材。另外，例如也可以采用使第I絲12a和第2絲12b的比率為I :31而交替配置、即緯絲12的32根絲中的I根絲為第I絲12a的構造，在這種情況下，可以使緯絲12 (第I絲12a和第2絲12b)是線徑例如為O. 02mm O. 3mm左右、優(yōu)選為O. 3mm左右的線材。這樣，構成緯絲12的第I絲12a和第2絲12b的比率能夠以I :0、I : I I :31等方式適當?shù)刈兏?，不言而喻，也可以使第I絲12a為兩根以上，該設定與支架移植體10( 10a、10b)的用途、規(guī)格相應地設定即可。S卩，通過與第2絲12b成規(guī)定的比率地交替配置具有彈性的第I絲12a，能夠適當?shù)刈兏撝Ъ芤浦搀w的擴張性能、壓縮性能。此時，為了在具有彈性的第I絲12a的比率較少的情況下也能夠得到充分的彈力，在上述內容中例示了第I絲12a的比率越少、就越加粗該第I絲12a的線徑而能夠產生充 分的彈性的方法。另外，為了在折疊支架移植體之后利用該第I絲12a的彈力能夠使該支架移植體完全擴張至原來那樣的狀態(tài)，在使用上述例示的第I絲12a的材質的情況下，優(yōu)選線徑達最大增加到O. 3mm左右的第I絲12a。不言而喻,在通過使第I絲12a的材料最優(yōu)化而不加粗線徑就能夠具有充分的彈性的情況下，也可以不變更線徑。另外，上述那樣的第I絲12a和第2絲12b的配置比率也可以在支架移植體10、10b、后述的支架移植體30、30a、40等的全長上恒定。于是，例如能夠更加可靠地防止由金屬線材構成的第I絲12a彼此相鄰而互相產生的滑動、錯位的情況，并且，能夠使該支架移植體10等的擴張性能、壓縮性能在其全長上均勻且穩(wěn)定。圖7是示意地表示本發(fā)明的第2實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體20的構造的立體圖，圖8是圖7所示的支架移植體20的局部省略放大側視圖。另外，在第2實施方式的支架移植體20中，對與上述第I實施方式的支架移植體10 (IOaUOb)相同或者起到同樣的功能及效果的要素標注相同的附圖標記，省略詳細的說明，以下同樣。如圖7及圖8所示，支架移植體20在其軸向上的兩端部附近的端部R1、R1的緯絲12中的第I絲12a與第2絲12b的比率(密度)高于在兩端部R1、R1之間的中間部R2的緯絲12中的第I絲12a與第2絲12b的比率(密度)。在圖8中例示了使第I絲12a與第2絲12b的比率在端部Rl為I :I、在中間部R2為I :3的構造。在支架移植體20中，通過提高第I絲12a在兩端部附近的端部Rl的比率，管的兩端部附近的彈性被設定得較強，中間部R2的彈性被設定得比端部Rl的彈性弱。因此，支架移植體20在設置于作為目標的管腔內時，在兩端部R1、R1發(fā)揮充分的擴張力，因此，能夠在管腔內整體上順暢地擴張，能夠在該管腔內可靠地留置支架移植體20。而且，由于中間部R2的擴張力比較弱，因此能夠適當?shù)亟档椭Ъ芤浦搀w被折疊時(參照圖1B)的壓縮阻力，因此，折疊變得容易，并且，能夠有效地降低支架移植體在導管的鞘(未圖示)內的回彈性，也更加容易自該鞘放出。不言而喻，支架移植體20中的第I絲12a和第2絲12b的比率也可以是除上述比率之外的比率，總而言之，在兩端部附近的端部Rl、Rl的第I絲12a與第2絲12b的比率(密度)被設定得高于在中間部R2的第I絲12a與第2絲12b的比率(密度)即可。端部Rl例如設定為自支架移植體20的兩端以較高的比率(例如第I絲12a與第2絲12b的比率為1:1)配置有至少兩根以上的第I絲12a的范圍(支架移植體20的軸向距離)即可,端部Rl也可以以距支架移植體20的端部5mm 25mm左右、優(yōu)選為IOmm左右的方式設定，總而言之，與支架移植體20的用途、規(guī)格相應地，將端部Rl設定為能夠使支架移植體20的壓縮阻力的降低和順暢的擴張性并存的范圍即可。另外，如圖8所示，也可以是至少支架移植體20的最兩端部中的任一個端部是第I絲12a。于是，能夠利用構成該最端部的第I絲12a可靠地發(fā)揮充分的擴張力，從而能夠將該支架移植體20更加可靠地留置在血管內等。并且，可以使支架移植體20的最兩端部中的、配置有第I絲12a的端部為在使用該支架移植體20時在體內作為上部(頭部、上游)這一側的端部。于是，能夠利用位于該上部的最端部發(fā)揮可靠的擴張力，因此，能夠將該支架移植體20更加可靠地留置在血管內等。不言 而喻，這樣使最兩端部中的任一個端部為第I絲12a的構造也能夠應用于支架移植體10、10a、10b、30、30a、40等其他實施方式的支架移植體。圖9是示意地表示本發(fā)明的第3實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體30的構造的立體圖，圖10是圖9所示的支架移植體30的局部省略放大側視圖。如圖9及圖10所示，支架移植體30在其軸向上的兩端部附近的端部R11、Rll的緯絲12的線徑和兩端部RlURll之間的中間部R12的緯絲12的線徑不同。另外，端部Rll設定為與上述支架移植體20的端部Rl大致同樣的范圍、中間部R12設定為與上述支架移植體20的中間部R2大致同樣的范圍即可。在圖10中例示了如下的構造在使第I絲12a和第2絲12b的比率為I :1的構造中，將中間部R12的第I絲12a (及第2絲12b)替換為線徑比端部Rll的第I絲12a (及第2絲12b)的線徑細的第I絲12c及第2絲12d。由此，與上述第2實施方式的支架移植體20大致同樣，能夠將支架移植體30的兩端部附近的彈性設定得較強，將中間部的彈性設定得弱于端部Rll的彈性。在支架移植體30中，利用在中央部R12設有線徑小于端部Rll處的線徑的第I絲12c和第2絲12d的構造，將管的兩端部附近的彈性設定得較強，將中間部R12的彈性設定得弱于端部Rll的彈性，但例如也可以構成為圖11所示的支架移植體30a。在支架移植體30a中，端部Rll處的線徑和中間部R12處的線徑大致相同，但在端部Rll中使用由彈性比中間部R12的第I絲12a的彈性強的材質構成的第I強絲12e。因而，在支架移植體30a中，與上述的支架移植體20、30大致同樣，也能夠將管的兩端部附近的彈性設定得較強，將中間部的彈性設定得弱于端部Rll的彈性。另外，在支架移植體20、30、30a中，例示了提高管的兩端部附近的彈性的構造，但在采用管的全長較長的支架移植體等的情況下，例如也可以采用如下這樣的構造提高了兩端部附近及中央附近的彈性，并在兩端部附近及中央附近之間設有減弱了彈性的部位。圖12A是示意地表示本發(fā)明的第4實施方式的作為生物體管腔用修補材料的支架移植體40的構造的側視圖，圖12B是從軸向看圖12A所示的支架移植體40的主視圖。如圖12A及圖12B所示，支架移植體40替代緯絲12，而將在圖12A所示的經絲14與在擴張時也具有沿著軸向凹凸變化的波狀的緯絲42交織。在支架移植體40中，與上述的支架移植體10等的情況大致同樣(參照圖1B)，從折疊時在其兩端部形成有至少一對突出片和一對埋設片這方面考慮，緯絲42優(yōu)選為在周向上形成有各兩個以上的在側視時沿著軸向凹凸的峰部42a和谷部42b的波形狀。由此，在支架移植體40中，其折疊作業(yè)更加容易。并且，在使支架移植體40自圖12A所示的擴張狀態(tài)行成為與圖IB大致同樣的壓縮狀態(tài)(折疊狀態(tài))而插入到導管的鞘(未圖示)內時，與圖I的支架移植體10等相比，能夠降低自非壓縮時到壓縮時的變形率，因此，能夠有效地降低緯絲42在上述鞘內的回彈性，也更易于自該鞘放出支架移植體40。另外，在擴張狀態(tài)下，波筘織(波形狀)的支架移植體40具有在圖IA所示的平筘織的支架移植體10中所沒有的軸向的骨架(沿著軸向凹凸的峰部42a和谷部42b)，因此，與該支架移植體10相比，支架移植體40對于軸向的壓縮的力的阻力升高。并且，由于上述骨架在軸向上具有一定程度的長度，因此，能夠適當?shù)胤乐乖撝Ъ芤浦搀w40相對于該血管傾斜地留置的情況。不言而喻，由這樣的波狀構成的緯絲42也能夠應用于上述支架移植體10、10a、 10b、20、30、30a。另外，不言而喻，本發(fā)明并不限于上述實施方式，能夠不脫離本發(fā)明的主旨地采用各種構造或者工序。例如，如圖13所示，對于上述第2實施方式的支架移植體20，也可以構成為在其一端部沿著周向設有多個(在圖13中為4個)鉤(棘)50的支架移植體20a。鉤50例如為大致U字狀，一對頂端部50a、50a指向支架移植體20a的另一端部，且朝向外側彎曲、突出。通過將該鉤50設置在使用支架移植體20a時在體內作為上部(頭部、上游)這一側的端部，上述頂端部50a嵌入血管壁，能夠防止支架移植體20a的錯位。并且,在支架移植體20a中，通過使該鉤50的各張力與支架移植體20a的擴張力較高的區(qū)域Rl相對應地設置該鉤50，能夠進一步發(fā)揮該支架移植體20a的防錯位效果。不言而喻，該鉤50也能夠應用于上述支架移植體10、10a、10b、30、30a、40。
權利要求
1.ー種生物體管腔用修補材料(10、10a、10b、20、30、30a、40)，其特征在于， 該管腔用修補材料(10、10&、1013、20、30、30&、40)由經絲(14)和緯絲(12、42)交織而形成為管狀，該經絲(14)由樹脂材料形成，該緯絲(12、42)包含由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超弾性金屬中的至少I種材料形成的線材，并且，上述緯絲(12、42)沿著周向織入，上述經絲(14)沿著軸向織入， 上述經絲(14)及上述緯絲(12、42)中的一者或者兩者由具有因體液而溶脹的性能絲或者施加有具有因體液而溶脹的性能的涂層(16)的絲形成。
2.根據權利要求I所述的生物體管腔用修補材料(40)，其特征在干， 上述緯絲(42)具有沿著上述軸向凹凸變化的波狀，該波狀的峰部(42a)和谷部(42b)分別在上述周向上形成有兩個以上。
3.根據權利要求I所述的生物體管腔用修補材料(10、10b、20、30、30a)，其特征在于， 上述緯絲(12 )具有由上述形狀記憶樹脂、上述形狀記憶合金及上述超弾性金屬中的至少I種材料形成的第I絲(12a、12c、12e)、由樹脂材料形成的第2絲(12b、12d)， 上述第I絲(12a、12c、12e)和上述第2絲(12b、12d)按照規(guī)定的比率交替配置，并與上述經絲(14)交織。
4.根據權利要求3所述的生物體管腔用修補材料(10、10b、20、30、30a)，其特征在于， 上述第I絲(12a、12c、12e)和上述第2絲(12b、12d)的比率如下配置一根上述第I絲(12a、12c、12e)而后配置一根上述第2絲(12b、12d)地交替配置，或者配置一根以上的上述第I絲(12a)而后配置兩根以上的上述第2絲(12b)地交替配置。
5.根據權利要求3所述的生物體管腔用修補材料(10、10b、30、30a)，其特征在于， 上述第I絲(12a、12c、12e)和上述第2絲(12b、12d)的上述比率在該生物體管腔用修補材料(10、10b、30、30a)的全長上恒定。
6.根據權利要求3所述的生物體管腔用修補材料(20)，其特征在干， 在該生物體管腔用修補材料(20)的軸向上，兩端部附近(Rl)的上述第I絲(12a)與上述第2絲(12b)的比率高于中間部(R2)的上述第I絲(12a)與上述第2絲(12b)的比率。
7.根據權利要求3所述的生物體管腔用修補材料(20、30、30a)，其特征在于， 該生物體管腔用修補材料(20、30、30a)的最兩端部中的至少任ー個端部是上述第I絲(12a、12e)。
8.根據權利要求I所述的生物體管腔用修補材料(30、30a)，其特征在干， 在該生物體管腔用修補材料(30、30a)的軸向上配置于兩端部(Rll)附近的上述緯絲(12)的弾性比在上述軸向上配置于中間部(R12)的上述緯絲(12)的弾性強。
9.根據權利要求8所述的生物體管腔用修補材料(30、30a)，其特征在干， 在該生物體管腔用修補材料(30、30a)的軸向上配置于兩端部附近(Rll)的上述緯絲(12)由線徑比在上述軸向上配置于中間部(R12)的上述緯絲(12)的線徑粗的絲(12a)形成，或者由弾性比在上述軸向上配置于中間部(R12)的上述緯絲(12)的弾性強的絲(12e)形成。
10.根據權利要求I所述的生物體管腔用修補材料(10、10a、10b、20、30、30a、40)，其特征在干， 沿著至少該生物體管腔用修補材料(10、10a、10b、20、30、30a、40)的兩端部中的任ー個端部的周向設有多個鉤 (50 )。
全文摘要
本發(fā)明提供一種生物體管腔用修補材料。作為大動脈等血管、氣管等生物體管腔用的修補材料的支架移植體(10、10a、10b、20、30、30a、40)，由經絲(14)和緯絲(12、42)交織而形成為管狀，該經絲(14)由樹脂材料形成，該緯絲(12、42)包含由形狀記憶樹脂、形狀記憶合金及超彈性金屬中的至少1種材料形成的線材，并且，沿著周向織入的緯絲(12、42)和沿著軸向織入的經絲(14)中的一者或者兩者由具有因體液而膨脹的性能的絲或者施加有具有因體液而膨脹的性能的涂層(16)的絲形成。
文檔編號A61F2/90GK102711675SQ20118000595
公開日2012年10月3日 申請日期2011年3月17日 優(yōu)先權日2010年3月23日
發(fā)明者伊藤猛成, 橋本裕充, 相馬克明, 谷和佳 申請人:泰爾茂株式會社