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WO2014171447A1 - ステント及びその製造方法 - Google Patents

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WO2014171447A1
WO2014171447A1 PCT/JP2014/060702 JP2014060702W WO2014171447A1 WO 2014171447 A1 WO2014171447 A1 WO 2014171447A1 JP 2014060702 W JP2014060702 W JP 2014060702W WO 2014171447 A1 WO2014171447 A1 WO 2014171447A1
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WO
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stent
base
heat treatment
diameter
substrate
Prior art date
Application number
PCT/JP2014/060702
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English (en)
French (fr)
Inventor
清 山内
行宏 植垣
秀英 豊川
Original Assignee
株式会社パイオラックスメディカルデバイス
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
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Priority to US14/785,304 priority patent/US20160067069A1/en
Priority to EP14785097.8A priority patent/EP2987470A4/en
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    • B23K2103/08—Non-ferrous metals or alloys
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Definitions

  • the present invention relates to a stent placed in a tubular organ such as a bile duct, ureter, trachea, blood vessel, or other body tissue, and a manufacturing method thereof.
  • stents have been placed in stenosis and occlusions of tubular organs such as the bile duct, ureter, trachea, and blood vessels to expand the part to facilitate the flow of bile and blood, or an aneurysm has occurred.
  • a treatment using a stent has been performed, such as placing a stent in a place where it has been prevented to prevent its rupture.
  • the stent When placing the stent, for example, the stent is reduced in diameter, accommodated in a tube such as a sheath or catheter, and transported to a target position of a body tissue such as a bile duct, and then released from the tube and self-expanded. Or the balloon arrange
  • positioned inside the stent is inflated and diameter-expanded, and is detained in a predetermined location.
  • a stent made of a Ni-Ti alloy is manufactured, for example, as follows. That is, a metal tube made of a Ni—Ti alloy is straightened by heat treatment at a predetermined temperature, and then processed with laser light to form a plurality of mesh openings. Thereafter, a stent having a predetermined diameter is manufactured by performing the stent expansion process a plurality of times until reaching a predetermined outer diameter in an atmosphere at a temperature higher than the heat treatment temperature in the straightening step, for example, 400 to 500 ° C.
  • an insertion step of inserting a cored bar into a tube-shaped stent basic body and, if necessary, the linearity of the stent substrate are maintained.
  • a cutting step of forming a stent by cutting the slot forming portion with laser light while suppressing the thermal influence of the laser light around the slot forming portion, and removing the metal core from the stent
  • a method for producing a highly elastic stent which includes a removing step for expanding the stent from which the core metal has been removed, and an expansion treatment step for expanding the stent to a predetermined diameter while performing a heat treatment at 350 ° C. or lower.
  • the stent manufactured by the above manufacturing method has the property that the load increases with displacement without showing a clear yield in the load-displacement curve by the compression test and the bending test, the Af point is below room temperature, and the stent is at room temperature. Since it is super elastic below, problems such as breakage are unlikely to occur.
  • an object of the present invention is to provide a stent and a method for manufacturing the same that have sufficient strength, can be easily reduced in diameter, can be easily accommodated in a tube, and can be smoothly expanded when released from the tube. Is to provide.
  • the stent of the present invention is a self-expanding stent formed of a Ni-Ti alloy or a Co-Cr alloy and having a mesh-like opening, and has an Af point of 22 to 26 ° C., having a yield point on the stress-displacement curve, and having an average cross-sectional area of 0.2 to 50 ⁇ m 2 by the area fraction method of crystal grains in the cross section of the stent .
  • a metal core is inserted into a cylindrical stent substrate made of a Ni—Ti alloy or a Co—Cr alloy, and a mesh opening is formed by laser light.
  • the core metal is removed from the stent substrate, the stent substrate is expanded to a predetermined diameter in an atmosphere of 350 ° C. or lower, and then subjected to a heat treatment at 400 to 600 ° C. for 5 to 60 minutes, so that the Af point is 22 to 26 ° C. It is characterized by becoming.
  • the opening formation step using the laser beam is performed by spraying water onto the stent substrate to form a water column, and while reflecting the laser beam in the water column, Irradiation is preferred to form a mesh-like opening in the stent substrate.
  • the heat treatment step after the expansion treatment of the stent substrate is preferably performed at 450 to 550 ° C. for 10 to 40 minutes.
  • the heat treatment step is preferably performed only once after the expansion treatment of the stent substrate.
  • the Af point since the Af point has a yield point on the stress-displacement curve at 22 to 26 ° C., it does not become superelastic at room temperature, and when the diameter of the stent is reduced, It becomes easy to maintain a reduced diameter state, and can be accommodated relatively easily in a tube such as a catheter or a sheath.
  • the average cross-sectional area of the crystal grain in the cross section of the stent is 0.2 to 50 ⁇ m 2 , the strength of the stent can be increased, and as a result, the stent is housed in the tube. However, it can be made difficult to sag, and when the stent is released from the tube, the diameter can be smoothly expanded.
  • the temperature when expanding the stent substrate is a relatively low temperature of 350 ° C. or less, and the subsequent heat treatment is 400 to 600 ° C. It can suppress coarsening, recrystallization, etc., has an Af point of 22-26 ° C., has a yield point on the stress-displacement curve, and has an average cross-sectional area of 0.
  • a high-strength stent having a fine crystal grain size of 2 to 50 ⁇ m 2 can be produced.
  • FIG. 1 It is a perspective view which shows one Embodiment of the stent of this invention.
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is a perspective view which shows one Embodiment of the stent of this invention.
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent
  • FIG. 1 is the expanded view of the stent in another example.
  • the manufacturing method of the stent of this invention is shown,
  • (a) is explanatory drawing which shows the process of inserting a metal core to a stent base
  • (b) is explanatory drawing which shows a drawing process,
  • (c) is a straightening process.
  • FIG. 1A is an explanatory view showing an expansion process of a stent base
  • FIG. 4C is an explanatory view showing a process of pulling out the expander from the stent substrate after the heat treatment. It is a stress-displacement curve figure of an Example and a comparative example.
  • FIG. 1A is an explanatory view showing an expansion process of a stent base
  • FIG. 4C is an explanatory view showing a process of pulling out the expander from the stent substrate after the heat treatment. It is a stress-displacement curve figure of an Example and a comparative example.
  • FIG. 7A shows an orientation mapping (IPF) image by an electron backscatter diffraction method (Electron Backscatter Diffraction: EBSD method).
  • FIG. 7A shows an example
  • FIG. 7B shows a comparative example. It is explanatory drawing of the area fraction method (Area Fraction method) used for the measurement of the average cross-sectional area of a crystal grain.
  • the stent 10 of this embodiment has a cylindrical shape having a plurality of mesh-shaped openings 11, and is a self-expanding type that expands in the absence of external force.
  • the stent 10 is formed into a cylindrical shape having a mesh opening by processing a metal cylinder with a laser beam.
  • the pattern having the mesh-shaped opening of the stent 10 is as follows. That is, it extends in a zigzag shape along the circumferential direction, and both ends of the zigzag portion 13 are annularly connected to form a circumferential unit 15, and the bent portions of the zigzag portion 13 of each circumferential unit 15 are connected to each other.
  • the plurality of circumferential units 15 are connected in the axial direction via the connecting portion 17, thereby forming a cylindrical shape as a whole.
  • a plurality of frame-like bodies 14 having the openings 11 are connected in the circumferential direction to form a circumferential unit 15. May be configured in a cylindrical shape by connecting them in the axial direction via a plurality of connecting portions 17. Note that the shape and arrangement pattern of the openings 11 of the stent 10 are not limited to those described in FIGS. 2A and 2B, and are not particularly limited as long as the diameter can be reduced and expanded.
  • a cover member made of, for example, polyurethane, silicone, natural rubber, nylon elastomer, polyether block amide, polyethylene, polyvinyl chloride, vinyl acetate, fluorine resin, or the like is disposed on the inside and / or outside of the stent 10. May be.
  • the material of the stent 10 is Ni-Ti, Ni-Ti-Co, Ni-Ti-Cu, Ni-Ti-Fe, Ni-Ti-Nb, Ni-Ti-V, Ni-Ti-Cr, Ni-Ti.
  • Ni—Ti alloys such as —Mn, or Co—Cr alloys such as Co—Cr, Co—Cr—Mo, and Co—Cr—Ni are used.
  • the stent 10 has an Af point of 22 to 26 ° C.
  • the “Af point” means a temperature at which austenite transformation is completed in a shape memory alloy such as a Ni—Ti alloy or a C—Cr alloy, and when the temperature is higher than this temperature, the shape memorized by the shape memory process is obtained. It comes to return.
  • the stent 10 has a high elastic force at a temperature at which the stent 10 is generally used, for example, at a temperature in an operating room or the like, and it is difficult to reduce the diameter. It becomes difficult to accommodate the stent 10 in a tube such as the like.
  • the Af point exceeds 26 ° C., when the stent 10 is placed in a tubular organ or body tissue, it becomes difficult to return to the expanded shape stored in the stent 10 and the usability is lowered.
  • the stent 10 has a yield point on its stress-displacement curve. That is, using a stent expansion force measuring device (Radial Expansion Force Equipment “RX550”, manufactured by Machine Solutions, Inc.), the entire diameter of the stent is evenly 1 mm / min in the diameter reduction direction and the outer diameter of the stent is 2.5 mm. Stress (stent expansion force) -displacement (stent outer diameter displacement) when the diameter is expanded to 1 mm / min in the diameter expansion direction until the stent reaches the initial outer diameter. On the curve (see FIG. 6), the yield point (portion indicated by R in the figure) can be clearly grasped.
  • a stent expansion force measuring device Radial Expansion Force Equipment “RX550”, manufactured by Machine Solutions, Inc.
  • the stent 10 the crystal grains of the area fraction Method for stent section (Area Fraction Method) average cross-sectional area of 0.2 ⁇ 50 [mu] m 2 by, preferably there is a 0.5 ⁇ 30 ⁇ m 2.
  • the average cross-sectional area of the crystal grains is less than 0.2 ⁇ m 2 , the strength of the stent is increased, but the flexibility is insufficient. Therefore, when the stent 10 is reduced in diameter and accommodated in the tube, it is expanded when released from the tube. On the other hand, when the average cross-sectional area of the crystal grains exceeds 50 ⁇ m 2 , the strength of the stent cannot be sufficiently increased, and when the stent 10 is housed in the tube in a reduced diameter state, It becomes easy.
  • the average cross-sectional area of the crystal grains has a boundary with an azimuth angle difference of 5 ° or more in a known IPF map using a backscattered electron diffraction image method (EBSD method) using a scanning electron microscope (SEM).
  • EBSD method backscattered electron diffraction image method
  • SEM scanning electron microscope
  • the average cross-sectional area of the crystal grains is measured by an area fraction method (Area Fraction method). That is, when the area of the entire measurement structure in the IPF map is 100 and the area of the crystal grains in the map is S1, S2, S3, S4,.
  • Average cross-sectional area of crystal grains (S1 ⁇ S1 / 100) + (S2 ⁇ S2 / 100) + (S3 ⁇ S3 / 100) + (S4 ⁇ S4 / 100) +
  • the average cross-sectional area of the crystal grains Is 8 ⁇ 0.08 + 25 ⁇ 0.25 + 59 ⁇ 0.59 + 8 ⁇ 0.08, which is 42.34.
  • the IPF map by EBSD method and the average cross-sectional area of crystal grains are, for example, SEM (“JSM-7800F”, manufactured by JEOL Ltd.), EBSD device (electron diffraction crystal orientation analyzer “HIKARI”, TSL Solutions). It is possible to measure by using a dedicated software (OIM Analysis 6.2).
  • a metal core is inserted into a cylindrical stent base made of a Ni—Ti alloy or a Co—Cr alloy, a mesh opening is formed by laser light, and then the metal core is removed from the stent base.
  • heat treatment is performed at 400 to 600 ° C. for 5 to 60 minutes so that the Af point becomes 22 to 26 ° C. .
  • a cored bar 22 is inserted into a cylindrical stent base 20 made of the Ni—Ti alloy or Co—Cr alloy formed of the above-described material.
  • the stent base 20 with the cored bar 22 inserted is inserted into a hole having a smaller diameter than the stent base 20 of the die 24, and a drawing process or an extrusion process is performed at a predetermined speed.
  • the stent base 20 is reduced in diameter to a predetermined diameter.
  • the processing rate of the stent substrate 20 is preferably 10% or more, more preferably 35% or more, and further preferably 45% or more. If the processing rate of the stent substrate 20 is less than 10%, the work-hardened tissue is likely to disappear due to the shape memory treatment or heat treatment after the diameter reduction processing, so that the strength of the stent is lowered.
  • the stent base 20 is placed in the heat treatment furnace 26, held at a predetermined temperature for a predetermined time, and the stent base 20 having a reduced diameter is straightened.
  • the treatment temperature is preferably 400 to 600 ° C., more preferably 450 to 550 ° C.
  • the holding time is preferably 5 to 60 minutes, more preferably 20 to 40 minutes.
  • this straightening process is performed as needed, and is not an essential step of the stent manufacturing method according to the present invention.
  • a mesh-shaped opening 11 is formed in the stent base 20.
  • the opening 11 is formed by cutting a predetermined portion of the stent base 20 in a predetermined shape by a so-called water laser. Specifically, high-pressure pressurized water is jetted from the nozzle 31 of the laser cutting device 30 toward the stent substrate 20 to form the water column 32, and the laser beam 33 emitted from the nozzle 31 is generated in the water column 32. By irradiating the stent substrate 20 with reflection, an opening 11 having a predetermined shape is formed.
  • a water laser cutting device for example, “AQL1900”, manufactured by Kasuya Kogyo Co., Ltd. can be used.
  • the opening 11 can be formed with the laser beam 33 while cooling in the water column 32 at a predetermined location of the stent substrate 20, the thermal influence due to the reflection or scattering of the laser beam 33 with respect to the stent substrate 20 is affected. It is difficult to receive, and the strength of the stent substrate 20 can be maintained by suppressing the coarsening of crystal grains and recrystallization. In addition, the opening 11 can be reliably formed at a predetermined position of the stent base 20 even when the cored bar 22 is inserted.
  • the stent substrate 20 having the mesh-shaped opening 11 is cut into a predetermined length by the laser beam 33 or other cutting means.
  • the stent base body 20 with the cored bar 22 inserted therein is immersed in a treatment tank 35 in which a treatment liquid 36 such as nitric acid is stored.
  • a treatment liquid 36 such as nitric acid
  • the distal end portion of the expander 37 whose distal end portion has a reduced diameter and whose base portion has an enlarged diameter is inserted from one axial end of the stent substrate 20, thereby expanding the stent substrate 20. It is made to attach to the outer periphery of the expansion tool 37.
  • the stent substrate 20 is placed together with the expansion tool 37 in the heat treatment furnace 38, and held in an atmosphere of 350 ° C. or lower for 1 to 60 minutes. Is subjected to shape memory processing for storing the expanded diameter state.
  • the temperature at this time is more preferably 300 ° C. or lower. Further, the holding time during the shape memory process is more preferably 1 to 70 minutes. If the temperature is 350 ° C. or higher, the crystal grain coarsening or recrystallization proceeds in the stent structure, and the strength decreases.
  • the stent base 20 is placed together with the expansion tool 37 in the same heat treatment furnace 38 or another heat treatment furnace, and is held at 400 to 600 ° C. for 5 to 60 minutes, so that the Af point becomes 22 to 26 ° C.
  • a heat treatment is performed on the stent substrate 20 (see FIG. 5B).
  • the temperature during the above heat treatment is preferably 450 to 550 ° C., and the holding time is preferably 10 to 40 minutes.
  • the temperature during the heat treatment is less than 400 ° C., it becomes difficult to set the Af point of the stent to 22 to 26 ° C., and if the temperature exceeds 600 ° C., the stent tissue becomes coarse, recrystallized, etc. Progresses and the strength decreases.
  • the holding time at the time of heat treatment is less than 5 minutes, it becomes difficult to uniformly apply heat treatment to the entire stent, and if it exceeds 60 minutes, the crystal grain coarsening or recrystallization proceeds in the stent tissue and the strength decreases. .
  • the heat treatment step is performed only once after the stent base is expanded. According to this, since the thermal history of the stent substrate 20 is reduced, it is easy to leave the work-hardened tissue of the stent, and it is possible to effectively suppress the coarsening and recrystallization of the stent tissue, resulting in higher strength. Can be obtained.
  • the stent base body 20 is cooled in the heat treatment furnace 38, taken out of the heat treatment furnace and air-cooled or rapidly cooled, or immediately after the heat treatment, by pulling out the expander 37 (see FIG. 5 (c)), the stent 10 shown in FIG. 1 can be obtained.
  • the temperature at which the stent substrate is expanded is a relatively low temperature of 350 ° C. or lower and the subsequent heat treatment is 400 to 600 ° C. Crystals and the like can be suppressed, the Af point is 22 to 26 ° C., the yield point is on the stress-displacement curve, and the average cross-sectional area of the crystal grain in the cross section of the stent is 0.2 to 50 ⁇ m 2.
  • the crystal grains can be made finer, and the high-strength stent 10 can be manufactured.
  • the average cross-sectional area of the crystal grains in the cross section of the stent can be reduced by lowering the above heat treatment temperature, shortening the holding time, or reducing the number of heat treatments, while increasing the above heat treatment temperature. Or by increasing the holding time or increasing the number of heat treatments.
  • the stent 10 has an Af point of 22 to 26 ° C. and a yield point on the stress-displacement curve. Therefore, the stent 10 does not become superelastic at room temperature, and when the stent 10 is reduced in diameter, It becomes easy to maintain the reduced diameter state.
  • a tube such as a catheter or sheath in order to be placed in a tubular organ such as a bile duct, ureter, trachea, blood vessel, or other body tissue, Since it can be accommodated while maintaining its reduced diameter state, it can be accommodated easily, and the accommodation workability can be improved.
  • the average cross-sectional area of the crystal grains in the cross section of the stent 10 by the area fraction method is 0.2 to 50 ⁇ m 2 , the crystal grains are refined and the strength of the stent 10 is increased. It can be made difficult to sag even in a state of being accommodated in the tube, and when the stent 10 is released from the tube, the diameter can be smoothly expanded.
  • a Ni-Ti alloy ingot with 56% Ni, 43.8% Ti, and the remainder unavoidable impurities is processed into a columnar shape, and this is machined to form a cylindrical stent base with an outer diameter of 5 mm and a length of 1000 mm 20 (see FIG. 3 (a)), a core metal 22 is inserted into the stent base 20, and then a drawing process is performed to obtain a processing rate of 35% and an outer diameter of 3.23 mm.
  • a substrate 20 was formed (see FIG. 3B). Thereafter, a plurality of openings 11 were formed in the stent substrate 20 with the laser cutting device 30 (see FIG. 3D).
  • the stent base 20 is immersed in the treatment layer 35 to dissolve the cored bar 22 (see FIGS. 4A and 4B), and then an expansion tool 37 having an outer diameter of 10 mm is inserted into the stent base 20.
  • the stent base 20 is placed in the heat treatment furnace 38, and shape memory processing is performed at 300 ° C. for 5 minutes (see FIG. 5B).
  • the stent base 20 is heat-treated at 500 ° C. for 35 minutes (see FIG. 5B), and then the expander 37 is pulled out from the stent base 20 to obtain the stent 10 of the embodiment. It produced (refer FIG.5 (c)).
  • the stent of this example has an outer diameter of 10.5 mm, a length of 10 mm, and an Af point of 24 ° C.
  • a cylindrical stent base made of a Ni—Ti alloy ingot is straightened by heat correction at 400 ° C. for 60 minutes, and then a plurality of openings are formed with a YAG laser device.
  • Other conditions are the same as in the above embodiment.
  • the stent of this comparative example has an outer diameter of 10.1 mm, a length of 10 mm, and an Af point of 24 ° C.
  • IPF map creation by EBSD method and measurement of average cross-sectional area of crystal grains For each of the stents of the above Examples and Comparative Examples, dedicated software (OIM) is used with an EBSD device (electron diffraction crystal orientation analyzer “HIKARI”, manufactured by TSL Solutions) attached to an SEM (“JSM-7800F”, manufactured by JEOL Ltd.). An analysis 6.2) was used to create an IPF map by the EBSD method, and based on this IPF map, the average cross-sectional area of the crystal grains was measured by the area fraction method.
  • OIM dedicated software
  • EBSD device electron diffraction crystal orientation analyzer “HIKARI”, manufactured by TSL Solutions
  • SEM JSM-7800F
  • An analysis 6.2 was used to create an IPF map by the EBSD method, and based on this IPF map, the average cross-sectional area of the crystal grains was measured by the area fraction method.
  • FIG. 7A shows an IPF map of the stent of the example
  • FIG. 7B shows an IPF map of the stent of the comparative example.
  • the scale in the figure is 15 ⁇ m.
  • the comparative example stent has extremely large crystal grains, whereas the stent of the example shows that the crystal grains are made finer.
  • the average cross-sectional area of the crystal grains of the stent of the example is 2.64332 ⁇ m 2 (standard deviation 0.647377)
  • the average cross-sectional area of the crystal grains of the stent of the comparative example is 141.769 ⁇ m 2 (standard deviation). 54.4368).

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Abstract

　十分な強度を有し、縮径しやすくチューブ内に容易に収容でき、チューブ内からスムーズに拡径できるステント及びその製造方法を提供する。このステント（１０）は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなりメッシュ状の開口を有する筒状に形成された自己拡張型で、Ａｆ点が２２～２６℃とされ、応力－変位曲線上において降伏点を有していると共に、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法（Ａｒｅａ Ｆｒａｃｔｉｏｎ法）による平均断面積が０．２～５０μｍ２とされている。このステントは、筒状のステント基体（２０）内に芯金（２２）を挿入し、レーザー光でメッシュ状の開口を形成した後、ステント基体から前記芯金を除去し、ステント基体を３５０℃以下の雰囲気下で所定径まで拡張した後、４００～６００℃で５～６０分の熱処理を施すことで、Ａｆ点を２２～２６℃とすることにより製造できる。

Description

ステント及びその製造方法
　本発明は、例えば、胆管、尿管、気管、血管等の管状器官や、その他の体内組織に留置されるステント及びその製造方法に関する。
　以前から、胆管、尿管、気管、血管等の管状器官の狭窄部や閉塞部に、ステントを留置して当該部分を拡張して胆汁や血液等を流れやすくしたり、或いは、動脈瘤が生じた箇所にステントを留置して、その破裂を防止したりする等の、ステントを用いた治療が行われている。
　ステントの留置に際しては、例えば、ステントを縮径させて、シースやカテーテル等のチューブ内に収容し、胆管等の体内組織の目的位置まで搬送した後、前記チューブから開放して自己拡張させたり、或いは、ステントの内側に配置したバルーンを膨らませて拡径させたりすることで、所定箇所に留置されるようになっている。
　ところで、Ｎｉ－Ｔｉ系合金からなるステントは、例えば、次のようにして製造される。すなわち、Ｎｉ－Ｔｉ系合金からなる金属チューブを所定温度で熱処理して真直化した後、レーザー光で加工してメッシュ状の開口を複数形成する。その後、前記真直化工程の熱処理温度よりも高い、例えば、４００～５００℃の雰囲気下において、ステントの拡張処理を所定外径となるまで複数回行うことで、所定径のステントが製造される。
　しかし、上記製造方法では、チューブの真直化のための熱処理や、複数回の拡張処理等が、高温雰囲気下において比較的長時間に亘ってなされるので、結晶粒の粗大化や再結晶の進行等により、ステントの強度が低下して、破損等の問題が生じることがあった。
　上記のような破損等の問題を解消すべく、例えば、下記特許文献１には、チューブ形状のステント基本体に芯金を挿入する挿入工程と、必要に応じて該ステント基体の直線性を保持した後に、スロット形成部周囲へのレーザー光による熱影響を抑制しつつレーザー光によって該スロット形成部を切断することでスロットを形成してステントを作成する切断工程と、該ステントから芯金を除去する除去工程と、芯金を除去したステントを、３５０℃以下の熱処理を行いつつ所定の直径まで拡張する拡張処理工程を含む、高弾性ステントの製造方法が記載されている。
　上記製造方法により製造されたステントは、圧縮試験及び曲げ試験による荷重－変位曲線において明確な降伏を示さずに、変位と共に荷重が増加する性質を有し、Ａｆ点が常温以下となり、ステントが常温下において超弾性となるので、破損等の問題は生じにくい。
国際公開第２０１２／００８５７９号パンフレット
　しかしながら、上記特許文献１記載の製造方法で製造されたステントは、常温下で超弾性となって塑性変形しないため、カテーテル等のチューブに収容すべく縮径させるときに、縮径させにくく収容しにくいという不都合があった。また、チューブ内に縮径状態で収容されたステントは、自己の超弾性力によって拡張しようとするが、チューブ内周からの反発力によって逆に潰されてへたりやすくなるので、チューブからステントを解放するときに、スムーズに拡径しない場合があった。
　したがって、本発明の目的は、十分な強度を有すると共に、縮径しやすくチューブ内に容易に収容でき、かつ、チューブ内から解放するときにスムーズに拡径することができる、ステント及びその製造方法を提供することにある。
　上記目的を達成するため、本発明のステントは、Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなりメッシュ状の開口を有する筒状に形成された自己拡張型のステントにおいて、Ａｆ点が２２～２６℃とされ、応力－変位曲線上において降伏点を有していると共に、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法による平均断面積が０．２～５０μｍ２とされていることを特徴とする。
　一方、本発明のステントの製造方法は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなる筒状のステント基体内に芯金を挿入し、レーザー光でメッシュ状の開口を形成した後、該ステント基体から前記芯金を除去し、前記ステント基体を３５０℃以下の雰囲気下で所定径まで拡張した後、４００～６００℃で５～６０分の熱処理を施して、Ａｆ点が２２～２６℃となるようにすることを特徴とする。
　本発明のステントの製造方法においては、前記レーザー光による開口形成工程は、前記ステント基体に水を噴射して、水柱を形成すると共に、この水柱内でレーザー光を反射させつつ、前記ステント基体に照射して、前記ステント基体にメッシュ状の開口を形成するものであることが好ましい。
　本発明のステントの製造方法においては、前記ステント基体の拡張処理後の熱処理工程は、４５０～５５０℃、１０～４０分でなされることが好ましい。
　本発明のステントの製造方法においては、前記熱処理工程は、前記ステント基体の拡張処理後、１回のみ行われることが好ましい。
　本発明のステントによれば、Ａｆ点が２２～２６℃で応力－変位曲線上で降伏点を有しているので、常温下で超弾性とならず、ステントを縮径させたときに、その縮径状態に維持しやすくなり、カテーテルやシース等のチューブ内に比較的容易に収容することができる。
　また、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法による平均断面積が０．２～５０μｍ２とされているので、ステントの強度を高めることができ、その結果、チューブ内にステントが収容された状態でもへたりにくくすることができ、また、チューブからステントを解放するときに、スムーズに拡径させることができる。
　また、本発明のステントの製造方法によれば、ステント基体を拡張させるときの温度が３５０℃以下の比較的低温で、かつ、その後の熱処理が４００～６００℃であるので、組織の結晶粒の粗大化や再結晶等を抑制することができ、Ａｆ点が２２～２６℃で応力－変位曲線上で降伏点を有し、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法による平均断面積が０．２～５０μｍ２である、結晶粒が微細で高強度のステントを製造することができる。
本発明のステントの一実施形態を示す斜視図である。 （ａ）は同ステントの展開図、（ｂ）は他の例におけるステントの展開図である。 本発明のステントの製造方法を示しており、（ａ）はステント基体に芯金を挿入する工程を示す説明図、（ｂ）は引き抜き加工工程を示す説明図、（ｃ）は真直化工程を示す説明図、（ｄ）はレーザー光による開口形成工程を示す説明図である。 本発明のステントの製造方法を示しており、（ａ）は芯金除去工程を示す説明図、（ｂ）はステント基体から芯金を除去した状態の説明図である。 本発明のステントの製造方法を示しており、（ａ）はステント基体の拡張工程を示す説明図、（ｂ）はステント基体の拡張処理後の形状記憶処理工程、及び、その後熱処理工程を示す説明図、（ｃ）は熱処理後、ステント基体から拡張具を引き抜く工程を示す説明図である。 実施例及び比較例の、応力－変位曲線図である。 電子線後方散乱回折法（Electron Backscatter Diffraction：ＥＢＳＤ法）による方位マッピング(ＩＰＦ)像を示しており、図７（ａ）は実施例のもの、図７（ｂ）は比較例のものである。 結晶粒の平均断面積の測定に用いたエリアフラクション法（Ａｒｅａ　Ｆｒａｃｔｉｏｎ法）の説明図である。
　以下、図面を参照して、本発明のステントの一実施形態について説明する。
　図１に示すように、この実施形態のステント１０は、複数のメッシュ状の開口１１を有する円筒状をなしており、外力のない状態では、拡径した状態となる自己拡張型である。
　図２（ａ）の展開図を併せて説明すると、このステント１０は、金属円筒がレーザー光で加工されてメッシュ状の開口を有する筒状に成形されている。この実施形態では、ステント１０のメッシュ状の開口を有するパターンが次のようになっている。すなわち、周方向に沿ってジグザグ状に伸び、このジグザグ状部分１３の両端が環状に連結されて周方向単位１５が形成され、各周方向単位１５のジグザグ状部分１３の屈曲部どうしが連結部１７を介して連結されることで、複数の周方向単位１５が連結部１７を介して軸方向に連結され、全体として円筒状をなしている。
　ステント１０のメッシュ状の開口を有するパターンの他の例として、図２（ｂ）に示すように、開口１１を有する複数の枠状体１４を周方向に連結して周方向単位１５とし、これらを複数の連結部１７を介して軸方向に連結して、円筒状に構成したものであってもよい。なお、ステント１０の開口１１の形状や配置パターンは、上記図２（ａ），（ｂ）に記載されたものに限らず、縮径及び拡径が可能な形状であれば特に限定されない。
　更に、ステント１０の内側及び／又は外側に、例えば、ポリウレタンや、シリコーン、天然ゴム、ナイロンエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、酢酸ビニル、フッ素系樹脂などからなるカバー部材を配置してもよい。
　前記ステント１０の材質は、Ｎｉ－Ｔｉ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｃｏ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｃｕ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｆｅ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｎｂ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｖ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｃｒ，Ｎｉ－Ｔｉ－Ｍｎ等のＮｉ－Ｔｉ系合金、又は、Ｃｏ－Ｃｒ，Ｃｏ－Ｃｒ－Ｍｏ，Ｃｏ－Ｃｒ－Ｎｉ等のＣｏ－Ｃｒ系合金が用いられる。
　そして、このステント１０は、Ａｆ点が２２～２６℃とされている。この「Ａｆ点」とは、Ｎｉ－Ｔｉ系合金やＣ－Ｃｒ系合金等の形状記憶合金において、オーステナイト変態が終了する温度を意味し、この温度以上になると、形状記憶処理により記憶した形状に復帰するようになっている。なお、前記Ａｆ点が２２℃未満だと、ステント１０が一般的に使用される温度、例えば、手術室等の温度下において、ステント１０の弾性力が高くて縮径させにくくなり、シースやカテーテル等のチューブ内にステント１０を収容しにくくなる。一方、前記Ａｆ点が２６℃を超えると、管状器官内や体内組織内にステント１０を留置するときに、ステント１０が記憶した拡径形状に復帰しにくくなり、使い勝手が低下する。
　また、このステント１０は、その応力－変位曲線上において降伏点を有している。すなわち、ステント拡張力測定装置（Ｒａｄｉａｌ　Ｅｘｐａｎｓｉｏｎ　Ｆｏｒｃｅ　Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ「ＲＸ５５０」、Ｍａｃｈｉｎｅ　Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ社製）を用いて、ステント全面に亘って均等に、縮径方向に１ｍｍ／ｍｉｎで、ステントの外径が２．５ｍｍとなるまで縮径させた後、拡径方向に１ｍｍ／ｍｉｎで、ステントが初期の外径となるまで拡径させたときの、応力（ステントの拡張力）－変位（ステントの外径変位）曲線上において（図６参照）、降伏点（図中Ｒで示す部分）が明確に把握できるようになっている。
　更に、このステント１０は、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法（Ａｒｅａ　Ｆｒａｃｔｉｏｎ法）による平均断面積が０．２～５０μｍ２、好ましくは０．５～３０μｍ２とされている。
　結晶粒の平均断面積が０．２μｍ２未満だと、ステントの強度を高める一方、柔軟性に欠けるため、ステント１０を縮径させてチューブ内に収容した後、チューブから開放するときに、拡径しにくくなり、一方、結晶粒の平均断面積が５０μｍ２を超えると、ステントの強度を十分に高めることができず、ステント１０を縮径させた状態でチューブ内に収容したときに、へたりやすくなる。
　また、結晶粒の平均断面積は、公知の、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた後方散乱電子回折像法（ＥＢＳＤ法）を用いたＩＰＦマップにおいて、方位角度差が５°以上の境界を結晶粒界としたときの、結晶粒の平均断面積をいう。
　この場合、結晶粒の平均断面積は、エリアフラクション法（Ａｒｅａ　Ｆｒａｃｔｉｏｎ法）により測定される。すなわち、ＩＰＦマップにおける測定組織全体の面積を１００とし、同マップ内における結晶粒の面積をＳ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４，・・・としたとき、以下の式で示される。
　結晶粒の平均断面積＝（Ｓ１×Ｓ１/１００）＋（Ｓ２×Ｓ２/１００）＋（Ｓ３×Ｓ３/１００）＋（Ｓ４×Ｓ４／１００）＋・・・
　例えば、図８に示すように、結晶粒ａの面積を８、結晶粒ｂの面積を２５、結晶粒ｃの面積を５９、結晶粒ｄの面積を８としたとき、結晶粒の平均断面積は、８×０．０８＋２５×０．２５＋５９×０．５９＋８×０．０８で、４２．３４となる。
　なお、上記のＥＢＳＤ法によるＩＰＦマップ及び結晶粒の平均断面積は、例えば、ＳＥＭ（「ＪＳＭ－７８００Ｆ」、日本電子社製）に、ＥＢＳＤ装置（電子回折結晶方位解析装置「ＨＩＫＡＲＩ」、ＴＳＬソリューションズ社製）を取付け、専用ソフト（ＯＩＭ　Ａｎａｌｙｓｉｓ６．２）を用いることで測定することができる。
　次に、本発明に係るステントの製造方法の一実施形態について、図３～５を参照して説明する。
　この製造方法は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなる筒状のステント基体内に芯金を挿入し、レーザー光でメッシュ状の開口を形成した後、該ステント基体から芯金を除去し、ステント基体を３５０℃以下の雰囲気下で所定径まで拡張した後、４００～６００℃で５～６０分の熱処理を施して、Ａｆ点が２２～２６℃になるようにするものである。
　まず、図３（ａ）に示すように、上述した材質により形成されたＮｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなる筒状のステント基体２０内に、芯金２２を挿入する。
　その後、図３（ｂ）に示すように、ダイス２４のステント基体２０よりも小径の穴に、芯金２２が挿入されたステント基体２０を挿入し、所定速度で引き抜き加工や押し出し加工を施すことにより、ステント基体２０を所定径に縮径させる。
　このとき、ステント基体２０の加工率は、１０％以上であることが好ましく、３５％以上であることがより好ましく、４５％以上であることが更に好ましい。ステント基体２０の加工率が１０％未満だと、縮径加工後の形状記憶処理や熱処理によって、加工硬化した組織が消失しやすいので、ステントの強度が低くなる。
　次いで、図３（ｃ）に示すように、熱処理炉２６内にステント基体２０を配置して、所定温度で所定時間保持して、縮径させたステント基体２０の真直化を図る。前記処理温度は、４００～６００℃であることが好ましく、４５０～５５０℃であることがより好ましく、保持時間は５～６０分であることが好ましく、２０～４０分であることがより好ましい。なお、この真直化処理は必要に応じて行われるものであり、本発明に係るステントの製造方法の必須工程ではない。
　その後、図３（ｄ）に示すように、ステント基体２０にメッシュ状の開口１１を形成する。この実施形態では、いわゆる水レーザーによって、ステント基体２０の所定箇所を所定形状で切除して開口１１を形成する。具体的には、レーザー切断装置３０のノズル３１から、高圧の加圧水をステント基体２０に向けて噴射し、水柱３２を形成すると共に、同ノズル３１から射出されたレーザー光３３を前記水柱３２内で反射させながらステント基体２０に照射することにより、所定形状の開口１１を形成する。
　このような水レーザー切断装置としては、例えば、「ＡＱＬ１９００」、澁谷工業社製などを使用することができる。
　上記のように、ステント基体２０の所定箇所に、水柱３２内で冷却しながらレーザー光３３で開口１１を形成することができるので、ステント基体２０に対するレーザー光３３の反射や散乱等による熱影響を受けにくく、組織の結晶粒粗大化や再結晶等を抑制して、ステント基体２０の強度維持を図ることができる。また、芯金２２が挿入された状態でも、ステント基体２０の所定箇所に開口１１を確実に形成することができる。
　その後、レーザー光３３やその他の切断手段により、メッシュ状の開口１１を有するステント基体２０を所定長さにカットする。
　上記工程後、図４（ａ）に示すように、硝酸等の処理液３６が貯留された処理槽３５に、芯金２２が挿入されたステント基体２０を浸漬させることで、図４（ｂ）に示すように、芯金２２を溶解する。
　次いで、図５（ａ）に示すように、先端部が縮径し基部が拡径した拡張具３７の先端部を、ステント基体２０の軸方向一端から挿入することにより、ステント基体２０を拡径させて拡張具３７の外周に装着させる。
　この状態で、図５（ｂ）に示すように、熱処理炉３８内に、拡張具３７ごとステント基体２０を配置して、３５０℃以下の雰囲気下で１～６０分保持して、ステント基体２０に対して拡径状態を記憶するための形状記憶処理を施す。この際の温度は、３００℃以下がより好ましい。また、形状記憶処理時の保持時間は１～７０分であることがより好ましい。なお、上記温度が３５０℃以上だと、ステント組織の結晶粒粗大化や再結晶等が進み、強度が低下する。
　更に、同一の熱処理炉３８又は別の熱処理炉に、拡張具３７ごとステント基体２０を配置して、４００～６００℃で５～６０分保持し、Ａｆ点が２２～２６℃となるように、ステント基体２０に熱処理を施す（図５（ｂ）参照）。
　上記の熱処理時の温度は、４５０～５５０℃であることが好ましく、その保持時間は、１０～４０分であることが好ましい。この熱処理条件を選択することで、より高強度で品質のよいステントを製造することができる。
　なお、上記の熱処理時の温度が４００℃未満だと、ステントのＡｆ点を２２～２６℃に設定しにくくなり、同温度が６００℃を超えると、ステント組織の結晶粒粗大化や再結晶等が進み、強度が低下する。一方、熱処理時の保持時間が５分未満だと、ステント全体に熱処理が均一に施されにくくなり、６０分を超えると、ステント組織の結晶粒粗大化や再結晶等が進み、強度が低下する。
　また、前記熱処理工程は、前記ステント基体の拡張処理後、１回のみ行われることが好ましい。これによれば、ステント基体２０の熱履歴が少なくなるので、ステントの加工硬化した組織を残存させやすく、また、ステント組織の結晶粒粗大化や再結晶等を効果的に抑制でき、より高い強度のステントを得ることができる。
　その後、ステント基体２０を熱処理炉３８内で炉冷したり、熱処理炉から取出して空冷や急冷したりした後、或いは、上記熱処理後すぐに、ステント基体２０から拡張具３７を引き抜くことにより（図５（ｃ）参照）、図１に示すステント１０を得ることができる。
　したがって、この製造方法によれば、ステント基体を拡張させるときの温度が３５０℃以下の比較的低温で、かつ、その後の熱処理が４００～６００℃であるので、組織の結晶粒の粗大化や再結晶等を抑制することができ、Ａｆ点が２２～２６℃で応力－変位曲線上で降伏点を有し、ステントの断面における結晶粒のＡｒｅａ　Ｆｒａｃｔｉｏｎ法による平均断面積が０．２～５０μｍ２であって、結晶粒の微細化を図ることができ、高強度のステント１０を製造することができる。
　なお、ステントの断面における結晶粒の平均断面積は、上記の熱処理温度を下げたり、その保持時間を短くしたり、熱処理回数を減らすことにより小さくすることができ、一方、上記の熱処理温度を上げたり、その保持時間を長くしたり、熱処理回数を増やすことにより大きくすることができる。
　次に、上記製造方法によって製造されたステント１０の作用効果について説明する。
　すなわち、このステント１０は、Ａｆ点が２２～２６℃で応力－変位曲線上で降伏点を有しているので、常温下で超弾性とならず、ステント１０を縮径させたときに、その縮径状態を維持しやすくなる。その結果、ステント１０を、胆管、尿管、気管、血管等の管状器官や、その他の体内組織に留置すべく、ステント１０を縮径させてカテーテルやシース等のチューブ内に収容するときに、その縮径状態を維持しつつ収容できるので、容易に収容することができ、収容作業性を向上できる。また、ステント１０の断面における結晶粒のエリアフラクション法（Ａｒｅａ　Ｆｒａｃｔｉｏｎ法）による平均断面積が０．２～５０μｍ２とされているので、結晶粒が微細化され、ステント１０の強度を高めることができ、チューブ内に収容された状態でもへたりにくくすることができ、チューブからステント１０を解放するときに、スムーズに拡径させることができる。
　（実施例の作製）
　Ｎｉを５６％、Ｔｉを４３．８％、残りを不可避不純物としたＮｉ－Ｔｉ合金鋳塊を柱状に加工し、これを機械加工で外径が５ｍｍ、長さが１０００ｍｍの筒状のステント基体２０を成形し（図３（ａ）参照）、このステント基体２０内に芯金２２を挿入した後、引き抜き加工を施して、加工率が３５％で、外径が３．２３ｍｍとされたステント基体２０を形成した（図３（ｂ）参照）。その後、レーザー切断装置３０でステント基体２０に複数の開口１１を形成した（図３（ｄ）参照）。次いで、ステント基体２０を処理層３５に浸漬して、芯金２２を溶解した後（図４（ａ），（ｂ）参照）、ステント基体２０内に外径が１０ｍｍの拡張具３７を挿入し（図５（ａ）参照）、熱処理炉３８内にステント基体２０を配置して、３００℃、５分で形状記憶処理を施す（図５（ｂ）参照）。更に熱処理炉３８内で、ステント基体２０を、５００℃、３５分で熱処理を施し（図５（ｂ）参照）、その後、ステント基体２０から拡張具３７を引き抜くことで、実施例のステント１０を作製した（図５（ｃ）参照）。この実施例のステントは、外径が１０．５ｍｍ、長さが１０ｍｍ、Ａｆ点が２４℃である。
　（比較例の作製）
　Ｎｉ－Ｔｉ合金鋳塊からなる筒状のステント基体を、４００℃、６０分で熱矯正して真直化した後、ＹＡＧレーザー装置で複数の開口を形成し、その後、サイズが異なる３つの金型を用いて、（１）４２０℃、３０分で、４ｍｍまで拡径、（２）４５０℃、３０分で、７ｍｍまで拡径、（３）５００℃、３０分で、１０ｍｍまで拡径させ、その後、５５０℃、６０分で形状記憶処理を施して、比較例のステントを作製した。その他の条件は、上記実施例と同様である。この比較例のステントは、外径が１０．１ｍｍ、長さが１０ｍｍ、Ａｆ点が２４℃である。
　（ＥＢＳＤ法によるＩＰＦマップ作成、及び、結晶粒の平均断面積の測定）
　上記実施例及び比較例のステントそれぞれについて、ＳＥＭ（「ＪＳＭ－７８００Ｆ」、日本電子社製）に取付けたＥＢＳＤ装置（電子回折結晶方位解析装置「ＨＩＫＡＲＩ」、ＴＳＬソリューションズ社製）で専用ソフト（ＯＩＭ　Ａｎａｌｙｓｉｓ６．２）を用いて、ＥＢＳＤ法によるＩＰＦマップを作成すると共に、このＩＰＦマップに基いてエリアフラクション法によって結晶粒の平均断面積を測定した。
　図７（ａ）には、実施例のステントのＩＰＦマップ、図７（ｂ）には、比較例のステントのＩＰＦマップが示されている。なお、図中のスケールは１５μｍである。これらの図７（ａ），（ｂ）に示すように、比較例のステントでは、結晶粒が極めて大きいのに対し、実施例のステントでは、結晶粒の微細化が図られているのが分かる。また、実施例のステントの結晶粒の平均断面積は２．６４３３２μｍ２（標準偏差０．６４７３７７）であるのに対し、比較例のステントの結晶粒の平均断面積は１４１．７６９μｍ２（標準偏差５４．４３６８）であった。
　（強度の測定）
　上記実施例及び比較例のステントそれぞれについて、ステント拡張力測定装置（Ｒａｄｉａｌ　Ｅｘｐａｎｓｉｏｎ　Ｆｏｒｃｅ　Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ「ＲＸ５５０」、Ｍａｃｈｉｎｅ　Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ社製）を用いて、ステント全面に亘って均等に、縮径方向に１ｍｍ／ｍｉｎで、ステントの外径が２．５ｍｍとなるまで縮径させた後、拡径方向に１ｍｍ／ｍｉｎの拡径速度で、ステントが初期の外径となるまで拡径させ、そのときの、ステントの拡張力とステントの外径変位との関係（応力－変位曲線）を測定した。その結果を図６に示す。同図に示すように、比較例のステントに対して、実施例のステントの方が拡張力が高く、高強度であることが分かる。
１０　ステント
１１　開口
２０　ステント基体

Claims (5)

  1. 　Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなりメッシュ状の開口を有する筒状に形成された自己拡張型のステントにおいて、
    　Ａｆ点が２２～２６℃とされ、応力－変位曲線上において降伏点を有していると共に、ステントの断面における結晶粒のエリアフラクション法による平均断面積が０．２～５０μｍ２とされていることを特徴とするステント。
  2. 　Ｎｉ－Ｔｉ系合金又はＣｏ－Ｃｒ系合金からなる筒状のステント基体内に芯金を挿入し、レーザー光でメッシュ状の開口を形成した後、該ステント基体から前記芯金を除去し、
    　前記ステント基体を３５０℃以下の雰囲気下で所定径まで拡張した後、４００～６００℃で５～６０分の熱処理を施して、Ａｆ点が２２～２６℃となるようにすることを特徴とするステントの製造方法。
  3. 　前記レーザー光による開口形成工程は、前記ステント基体に水を噴射して、水柱を形成すると共に、この水柱内でレーザー光を反射させつつ、前記ステント基体に照射して、前記ステント基体にメッシュ状の開口を形成する請求項２記載のステントの製造方法。
  4. 　前記ステント基体の拡張処理後の熱処理工程は、４５０～５５０°Ｃ、１０～４０分でなされる請求項２又は３記載のステントの製造方法。
  5. 　前記熱処理工程は、前記ステント基体の拡張処理後、１回のみ行われる請求項２～４のいずれか１つに記載のステントの製造方法。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190011452A (ko) * 2017-07-25 2019-02-07 주식회사 엠아이텍 이탈 방지용 스텐트 및 그 제조방법
KR101955518B1 (ko) * 2019-01-21 2019-03-07 전해 귀금속 미세라인을 이용한 메쉬형 장신구 제조 방법 및 이에 의해 제조된 메쉬형 장신구

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US12115288B2 (en) * 2018-07-12 2024-10-15 Cook Medical Technologies Llc Coated medical device and method of coating such a device
CN109259911A (zh) * 2018-10-10 2019-01-25 苏州脉悦医疗科技有限公司 一种高弹性支架的制备方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005534371A (ja) * 2002-07-31 2005-11-17 ユニゾン・セラピューティクス・インコーポレイテッド 可撓性があり形状順応性のあるステント及びその製造方法
JP2006141555A (ja) * 2004-11-17 2006-06-08 National Cardiovascular Center ステント及びその製造方法
JP2008184643A (ja) * 2007-01-29 2008-08-14 Nippon Seisen Co Ltd 高強度極細平線の製造方法と、その製造方法により得られた高強度金属極細平線
JP2010106361A (ja) * 2008-09-30 2010-05-13 Nippon Seisen Co Ltd 金属極細線、金属極細線の製造方法、及び金属極細線を用いたメッシュ金網
WO2012008579A1 (ja) 2010-07-15 2012-01-19 国立大学法人東北大学 高弾性ステント及び高弾性ステントの製造方法
JP2012502190A (ja) * 2008-09-19 2012-01-26 フォート ウェイン メタルス リサーチ プロダクツ コーポレーション 耐疲労損傷性ワイヤおよびその製造方法
US20130067907A1 (en) * 2011-09-16 2013-03-21 Joel M. Greene Single step shape memory alloy expansion

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1137346A (ja) * 1997-07-24 1999-02-12 Awaji Sangyo Kk パイプの高強度接続方法及び接続装置
JP4133207B2 (ja) * 2001-10-22 2008-08-13 テルモ株式会社 生体内留置用ステントの製造方法
JP2004290279A (ja) * 2003-03-25 2004-10-21 Terumo Corp 生体器官拡張用器具、自己拡張型ステントおよびその製造方法

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005534371A (ja) * 2002-07-31 2005-11-17 ユニゾン・セラピューティクス・インコーポレイテッド 可撓性があり形状順応性のあるステント及びその製造方法
JP2006141555A (ja) * 2004-11-17 2006-06-08 National Cardiovascular Center ステント及びその製造方法
JP2008184643A (ja) * 2007-01-29 2008-08-14 Nippon Seisen Co Ltd 高強度極細平線の製造方法と、その製造方法により得られた高強度金属極細平線
JP2012502190A (ja) * 2008-09-19 2012-01-26 フォート ウェイン メタルス リサーチ プロダクツ コーポレーション 耐疲労損傷性ワイヤおよびその製造方法
JP2010106361A (ja) * 2008-09-30 2010-05-13 Nippon Seisen Co Ltd 金属極細線、金属極細線の製造方法、及び金属極細線を用いたメッシュ金網
WO2012008579A1 (ja) 2010-07-15 2012-01-19 国立大学法人東北大学 高弾性ステント及び高弾性ステントの製造方法
US20130067907A1 (en) * 2011-09-16 2013-03-21 Joel M. Greene Single step shape memory alloy expansion

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2987470A4

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190011452A (ko) * 2017-07-25 2019-02-07 주식회사 엠아이텍 이탈 방지용 스텐트 및 그 제조방법
KR101964635B1 (ko) 2017-07-25 2019-04-02 주식회사 엠아이텍 이탈 방지용 스텐트 및 그 제조방법
KR101955518B1 (ko) * 2019-01-21 2019-03-07 전해 귀금속 미세라인을 이용한 메쉬형 장신구 제조 방법 및 이에 의해 제조된 메쉬형 장신구

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