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WO2024172101A1 - 医療用具 - Google Patents

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Publication number
WO2024172101A1
WO2024172101A1 PCT/JP2024/005167 JP2024005167W WO2024172101A1 WO 2024172101 A1 WO2024172101 A1 WO 2024172101A1 JP 2024005167 W JP2024005167 W JP 2024005167W WO 2024172101 A1 WO2024172101 A1 WO 2024172101A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
distal end
vivo
tube stent
stent
tube
Prior art date
Application number
PCT/JP2024/005167
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
慶太 黒田
Original Assignee
株式会社カネカ
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
Application filed by 株式会社カネカ filed Critical 株式会社カネカ
Publication of WO2024172101A1 publication Critical patent/WO2024172101A1/ja

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/848—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents having means for fixation to the vessel wall, e.g. barbs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/95—Instruments specially adapted for placement or removal of stents or stent-grafts

Definitions

  • the present invention relates to a medical device having an in-vivo tube stent.
  • Body lumens such as blood vessels or digestive tracts such as the bile duct or pancreatic duct may become narrowed or blocked due to various causes.
  • a method for treating various diseases caused by narrowing or blocking a method is known in which a tube-shaped stent is placed at the narrowed or blocked area, and the narrowed or blocked area is expanded from the inside to widen the body lumen.
  • a bile duct tube stent is delivered to the narrowed or blocked area.
  • the tube stent delivered to the narrowed or blocked area is placed and expands in the radial direction, expanding the narrowed or blocked area from the inside.
  • the expansion of the tube stent expands the inner diameter of the bile duct at the narrowed or blocked area, improving the narrowing or blocking.
  • bile can be discharged from the bile duct to the duodenal side, and various diseases caused by narrowing or blocking of the bile duct, such as biliary atresia, jaundice, and biliary cancer, can be treated.
  • Medical devices having such tube stents are described, for example, in Patent Documents 1 and 2.
  • Patent Document 1 describes a drainage tube retaining device (endoscopic treatment tool) that includes a guide catheter (elongated portion) through which a guidewire can be inserted and that slidably supports a drainage tube, a pusher tube (hollow portion) that is slidably arranged on the outside of the guide catheter, a pusher mouthpiece (connection portion) that is arranged at the rear end of the pusher tube and that positions the rear end of the pusher tube by connecting it to the operation section of the endoscope so that the insertion direction of the pusher tube into the channel and the removal direction of the guide catheter from the channel relative to the pusher tube are approximately the same direction, and a mouthpiece that is arranged at the rear end of the guide catheter.
  • the guide catheter is long enough to protrude beyond the drainage tube when the pusher tube and the drainage tube are fitted over the outer circumferential surface of the guide catheter.
  • Patent document 2 describes a tube stent delivery device having an inner catheter on whose outer periphery a tube stent is attached so as to be freely axially movable at its distal end, and an outer catheter attached so as to be freely axially movable on the outer periphery of the inner catheter located on the proximal end side of the tube stent.
  • the inner catheter is capable of being inserted through the through hole of the tube stent.
  • the endoscopic treatment tool described in Patent Document 1 has a guide catheter disposed in the inner cavity of a drainage tube, and the distal end of the guide catheter is configured to be movable distal to the distal end of the drainage tube.
  • the tube stent transport device described in Patent Document 2 has an inner catheter disposed in the inner cavity of a tube stent, and the distal end of the inner catheter is configured to be movable distal to the distal end of the tube stent.
  • the distal end of the inner tube member such as a guide catheter or inner catheter disposed in the inner cavity of the tube stent is configured to be movable distal to the distal end of the tube stent.
  • tube stents are inserted by inserting the inner tube member along a guide wire previously inserted into a living lumen, and inserting the tube stent along the inserted inner tube member.
  • a step is generated between the guide wire and the inner tube member, and a step is generated between the inner tube member and the tube stent, so that two steps exist.
  • the latter step has been reported to cause resistance to insertion in clinical practice, making it difficult to insert the tube stent into the stenosis or occlusion site.
  • the present invention was made in consideration of the above-mentioned circumstances, and its purpose is to provide a medical device having an in-vivo tube stent that can be easily inserted into a stenotic or obstructed area.
  • a medical device comprising: an in-vivo tube stent having a distal end and a proximal end and extending in a longitudinal direction; and an inner tubular member disposed in an inner lumen of the in-vivo tube stent and extending in the longitudinal direction from the proximal side to the distal side, wherein the inner tubular member is movable in the longitudinal direction within the inner lumen of the in-vivo tube stent, but the distal end of the inner tubular member cannot move distal to the distal end of the in-vivo tube stent due to its abutment against the wall of the inner lumen of the in-vivo tube stent.
  • a medical device according to any of [1] to [19], wherein an outer tube member which is movable longitudinally relative to the inner tube member is disposed on the outer periphery of the inner tube member proximal to the proximal end of the indwelling tube stent, and the outer tube member and the indwelling tube stent are detachably connected via a connecting means.
  • the medical device comprises a tube stent for placement in vivo, and an inner tubular member disposed in the lumen of the tube stent for placement in vivo, and the inner tubular member is configured such that the distal end of the inner tubular member cannot move distal to the distal end of the tube stent for placement in vivo when it abuts against the lumen wall of the tube stent for placement in vivo.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of a medical device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of a medical device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device
  • FIG. 8 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view showing another embodiment of the medical device according to the present invention.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an embodiment of a medical device according to the present invention, and is an enlarged view of the distal end side of the medical device.
  • FIGS. 2 to 10 are cross-sectional views showing other embodiments of a medical device according to the present invention, and are enlarged views of the distal end side of the medical device.
  • the medical device comprises a tube stent for placement in vivo 1 and an inner tubular member 2.
  • the tube stent for placement in vivo 1 has a distal end and a proximal end, and extends in the longitudinal direction.
  • the inner tubular member 2 is disposed in the inner cavity of the tube stent for placement in vivo 1, and extends in the longitudinal direction from the proximal side to the distal side.
  • the proximal end of the tube stent for placement in vivo 1 refers to one end on the user side (the surgeon side), and the distal end of the tube stent for placement in vivo 1 refers to one end on the opposite side to the proximal end (i.e., one end on the treatment target side).
  • the direction from the proximal end to the distal end of the tube stent for placement in vivo 1 is referred to as the longitudinal direction.
  • the inner tube member 2 can move longitudinally in the lumen of the tube stent 1 for placement in vivo, but the distal end of the inner tube member 2 cannot move distally beyond the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo due to abutment against the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the distal end of the inner tube member 2 refers to the region from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 2c that is 10 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 proximally, as shown in FIG. 10 described below.
  • the position of the inner tube member 2 that contacts the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo may be, for example, the distal end of the inner tube member 2 or the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the tube stent 1 for placement in vivo may have an engagement portion P on its inner surface
  • the inner tube member 2 may have an engagement portion Q on its outer surface, and the engagement portion P and engagement portion Q may come into contact with each other, so that the distal end of the inner tube member 2 cannot move distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the engagement portion P formed on the inner surface of the tube stent 1 for placement in vivo corresponds to the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the lumen of the tube stent 1 for placement in vivo has at least a lumen diameter Sd1 and a lumen diameter Sd2 smaller than the lumen diameter Sd1, and it is preferable that the position of the lumen diameter Sd2 is distal to the position of the lumen diameter Sd1 in the longitudinal direction.
  • the tube stent 1 for placement in vivo has at least two lumen diameters, and the position of the relatively smaller lumen diameter Sd2 is distal to the position of the relatively larger lumen diameter Sd1, so that the lumen diameter on the distal side of the tube stent 1 for placement in vivo is smaller.
  • the inner tube member 2 disposed in the lumen of the tube stent 1 for placement in vivo is more likely to abut against the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo, and therefore the distal end of the inner tube member 2 can be prevented from moving distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the minimum value of the inner lumen diameter of the tube stent 1 for placement in vivo is defined as the minimum inner lumen diameter Sd3
  • the maximum value of the outer diameter of the inner tube member 2 in the section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 2b 40 cm longitudinally proximally from the distal end 2a of the inner tube member 2 is defined as the maximum outer diameter CD1
  • the minimum inner lumen diameter Sd3 of the tube stent 1 for placement in vivo is smaller than the maximum outer diameter CD1 of the inner tube member 2.
  • the inner tube member 2 Since the minimum inner lumen diameter Sd3 of the tube stent 1 for placement in vivo is smaller than the maximum outer diameter CD1 of the inner tube member 2, the inner tube member 2 abuts against the inner lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo, and therefore the distal end of the inner tube member 2 can be prevented from moving distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the tube stent 1 for placement in vivo has a tapered region 11 at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo, where the outer diameter SD1 decreases towards the distal end 1a.
  • the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo refers to the region from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo to a position 1b that is 30 mm longitudinally away from the distal end 1a of the tube stent for placement in vivo on the proximal side.
  • the formation of the tapered region 11 at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo makes it easier to insert the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo into a narrowed or blocked area of a biological lumen.
  • the position where the reduced diameter region 11 is formed is preferably the distal end of the in-vivo indwelling tube stent 1, and is preferably, for example, a section from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 to a position 1b that is 30 mm longitudinally away from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 on the proximal side, a section from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 to a position 1c that is 20 mm longitudinally away from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 on the proximal side, or a section from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 to a position 10 mm longitudinally away from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 on the proximal side.
  • the tube stent 1 for placement in vivo has a tapered region 12 at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo, where the lumen diameter Sd4 decreases towards the distal end 1a.
  • the inner tube member 2 disposed in the lumen of the tube stent 1 for placement in vivo abuts against the lumen wall at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo, so that the distal end of the inner tube member 2 can be prevented from moving distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo, and the strength of the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo can be increased.
  • the position where the reduced diameter region 12 is formed is preferably the distal end of the tube stent 1 for placement in the body, and for example, is preferably a section from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body to a position 30 mm longitudinally proximal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body, a section from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body to a position 20 mm longitudinally proximal to the proximal side, or a section from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body to a position 10 mm longitudinally proximal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body.
  • the distal end of the reduced diameter region 12 of the tube stent 1 for placement in the body in the longitudinal direction may be, for example, proximal to a position 3 mm longitudinally away from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body, proximal to a position 5 mm longitudinally away from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body, or proximal to a position 8 mm longitudinally away from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body.
  • the lumen diameter Sd4 of the tube stent 1 for placement in vivo is smallest at the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the distal end of the reduced diameter region 12 coincides with the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo in the longitudinal direction.
  • the in-vivo tube stent 1 preferably has locking flaps 13a, 13b at the distal end and/or proximal end of the in-vivo tube stent 1.
  • the locking flaps 13a, 13b are members that prevent the in-vivo tube stent 1 placed in the biological lumen from shifting out of position.
  • the proximal end of the in-vivo tube stent 1 refers to the region from the proximal end of the in-vivo tube stent 1 to a position 30 mm away from the proximal end of the in-vivo tube stent 1 in the longitudinal direction distally.
  • the locking flap 13a arranged at the distal end of the in-vivo indwelling tube stent 1 may extend in a direction from the distal side toward the proximal side and radially outward.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 arranged in the body lumen can be prevented from shifting from the placement position. For example, when the in-vivo indwelling tube stent 1 is placed in the bile duct, the in-vivo indwelling tube stent 1 can be prevented from falling off from the bile duct to the duodenum.
  • the locking flap 13b arranged at the proximal end of the in-vivo indwelling tube stent 1 may extend in a direction from the proximal side toward the distal side and radially outward.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 can be prevented from shifting from the placement position.
  • the proximal end of the in-vivo tube stent 1 can be prevented from entering the distal side from the papilla.
  • the locking flap 13a and the locking flap 13b are sometimes collectively referred to as the locking flap 13.
  • the number of locking flaps 13a arranged at the distal end of the in-vivo tube stent 1 and the number of locking flaps 13b arranged at the proximal end may each be one, or, for example, two or more, or three or more, and is preferably five or less.
  • each locking flap 13 is arranged at equal intervals in the circumferential direction of the in-vivo tubular stent 1. This can enhance the effect of preventing the in-vivo tubular stent 1 from shifting out of position.
  • the length from the base to the free end of the locking flaps 13 and the width and thickness of the locking flaps 13 may all be the same or different.
  • the length, width, and thickness of each locking flap 13 are the same, manufacturing is easier.
  • the strength of each locking flap 13 can be changed. As a specific example, the strength of the locking flaps 13 arranged in areas that are prone to stress and may break can be increased, and the strength of the locking flaps 13 arranged in areas where flexibility is required can be decreased.
  • the locking flap 13 may be formed, for example, at the distal and/or proximal end of the tube body by making a cut in the surface of the end of the tube body constituting the tube stent 1 for placement in vivo, and having a part of the tube body protrude diagonally outward relative to the tube body, as in the case of the locking flap 13a shown in Figures 1 to 10, or may be formed by providing a locking flap member constituting the locking flap 13b as a member separate from the tube body constituting the tube stent 1 for placement in vivo, at the distal and/or proximal end of the tube body, as in the case of the locking flap 13b shown in Figures 1 to 10.
  • the locking flap member When the locking flap member is joined to the outer surface of the tube body to form the locking flap 13, the locking flap member may be the same as the material constituting the tube body or may be different, but it is preferable that the locking flap member is the same. By using the same material, the adhesive strength of the locking flap member to the tube body can be increased.
  • Methods for joining the tube body and the locking flap member include, for example, heat welding, ultrasonic welding, and adhesion with adhesives, and joining by heat welding is preferred. By joining the tube body and the locking flap member by heat welding, the joining strength between the tube body and the locking flap member can be increased.
  • the locking flap 13 is preferably formed by cutting a notch into the surface of the end of the tube body. This makes the locking flap 13 less likely to fall off than if the locking flap 13 was formed by joining the locking flap member to the outer surface of the tube body.
  • the locking flap 13a located at the distal end of the in-vivo tube stent 1 and the locking flap 13b located at the proximal end may be formed by the same method or by different methods.
  • the tube stent 1 for placement in vivo has an engagement portion P on its inner surface
  • the inner tube member 2 has an engagement portion Q on its outer surface
  • the engagement portion P and the engagement portion Q are configured to be able to come into contact with each other.
  • the engagement portion P and the engagement portion Q are in contact with each other, it is preferable that the engagement portion P is disposed distal to the engagement portion Q.
  • the engagement portion Q corresponding to the inner tube member 2 disposed in the lumen of the tube stent for placement in vivo 1 abuts against the engagement portion P corresponding to the lumen wall of the tube stent for placement in vivo 1, so that the distal end portion of the inner tube member 2 can be prevented from moving distal to the distal end 1a of the tube stent for placement in vivo 1.
  • the distal end 2a of the inner tube member 2 may or may not abut against the lumen wall of the tube stent for placement in vivo 1.
  • the shapes of the locking portion P and the locking portion Q are not particularly limited.
  • the locking portion P is convex from the inner surface of the in-vivo tube stent 1 toward the inside, and it is preferable that the locking portion Q is convex from the outer surface of the inner tube member 2 toward the outside.
  • the positions at which the locking portion P and the locking portion Q are arranged are not particularly limited, and they may be arranged at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo and the distal end of the inner tubular member 2, or at the proximal end of the tube stent 1 for placement in vivo and the proximal end of the inner tubular member 2, or at a portion other than the proximal end and distal end of the tube stent 1 for placement in vivo and a portion other than the proximal end and distal end of the inner tubular member 2.
  • the locking portion P arranged on the inner surface of the tube stent 1 for placement in vivo is arranged along the circumferential direction of the inner surface
  • the locking portion Q arranged on the outer surface of the inner tubular member 2 is arranged along the circumferential direction of the outer surface.
  • the locking portion P may be arranged on a portion of the circumferential direction of the inner surface of the tube stent 1 for placement in vivo, or may be arranged along the entire circumferential direction.
  • the locking portion Q may be arranged on a portion of the circumferential direction of the outer surface of the inner tubular member 2, or may be arranged along the entire circumferential direction. It is preferable that at least one of the locking portion P and the locking portion Q is arranged along the entire circumferential direction, and it is more preferable that both are arranged along the entire circumferential direction.
  • the tube stent 1 for placement in vivo can have a thick region 14 that is thicker than the thickness of the shaft portion that constitutes the tube stent for placement in vivo 1.
  • the shaft portion of the tube stent for placement in vivo 1 refers to the tube body that constitutes the tube stent for placement in vivo 1, and in Figure 5, refers to the region between the locking flap 13a and the locking flap 13b.
  • the thick region 14 of the tube stent 1 for placement in vivo may be disposed distal to the position where the distal end 2a of the inner tube member 2 and the tube stent 1 for placement in vivo contact, or may be disposed along at least a portion of the outer circumferential surface at the distal end of the inner tube member 2.
  • the outer surface of the distal end of the inner tube member 2 and the inner surface of the thick region 14 of the tube stent 1 for placement in vivo are more likely to contact each other, so that the misalignment between the axis of the tube stent 1 for placement in vivo and the axis of the inner tube member 2 is reduced.
  • the guide wire 9 inserted from the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo can be easily inserted from the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the in-vivo tube stent 1 preferably has a hole 16 (through hole 16) at the distal end of the in-vivo tube stent 1 that connects the outside to the inside. This allows the fluid flowing in the body lumen to pass through the hole 16, enter from the outside to the inside of the in-vivo tube stent 1, and flow from the distal side to the proximal side of the in-vivo tube stent 1, making drainage possible even when the in-vivo tube stent 1 is placed in the body lumen.
  • the hole 16 may extend in the radial direction of the tube stent 1 for placement in vivo, or as shown in FIG. 6, may extend in an oblique direction to the radial direction of the tube stent 1 for placement in vivo so that fluid flows from the distal side on the outside of the tube stent 1 to the proximal side on the inside, and it is preferable that the hole 16 extends in such a way that fluid flows from the distal side on the outside of the tube stent 1 for placement in vivo to the proximal side on the inside.
  • the fluid flowing in the biological lumen is more likely to flow from the distal side to the proximal side of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the holes 16 may be formed in the thick-walled region 14 of the tube stent 1 for placement in vivo, and are preferably formed in the thick-walled region 14 at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the holes 16 may also be formed in the side wall of the shaft portion of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the size (circle equivalent diameter) of the hole 16 is, for example, preferably 0.2 mm or more, more preferably 0.3 mm or more, even more preferably 0.5 mm or more, and is preferably 1.5 mm or less, more preferably 1.3 mm or less, even more preferably 1.0 mm or less.
  • the opening shape of the hole 16 can be, for example, a circle, an ellipse, or a rectangle (e.g., a triangle, a square, etc.). From the viewpoint of ease of processing, the opening shape of the hole 16 is preferably a circle or an ellipse.
  • the number of holes 16 may be, for example, one or two or more.
  • the number of holes 16 is preferably, for example, six or less.
  • the number of holes 16 is more preferably five or less, and even more preferably four or less.
  • the size and opening shape of each hole may be the same or different.
  • the holes 16 may be formed, for example, at equal or non-equal intervals in the circumferential direction of the in-vivo indwelling tube stent 1, or at equal or non-equal intervals in the longitudinal direction of the in-vivo indwelling tube stent 1, and it is preferable that the holes 16 are formed so that the fluid outside the in-vivo indwelling tube stent 1 flows from the distal side to the inner proximal side of the in-vivo indwelling tube stent 1.
  • the external shape of the in-vivo tube stent 1 is not particularly limited, and may be, for example, linear, or may have an arcuate portion that is curved in an arc shape.
  • the in-vivo tube stent 1 can be used, for example, as a plastic tube stent placed in the bile duct or pancreatic duct.
  • the side of the in-vivo tube stent 1 that is placed on the duodenum side is defined as the proximal side
  • the opposite side is defined as the distal side
  • the distal end of the in-vivo tube stent 1 may be placed on the gallbladder side or on the liver side.
  • a portion of the distal side of the in-vivo tube stent 1 may be placed in the hepatic duct.
  • the maximum outer diameter of the in-vivo tube stent 1 is not particularly limited, but is preferably 7 French to 11 French (approximately 2.3 mm to 3.7 mm), for example.
  • the resin material constituting the in-vivo indwelling tube stent 1 can be a known resin, for example, polyamide-based resins such as nylon; polyether polyamide-based resins; polyimide-based resins; polyester-based resins such as polyethylene terephthalate (PET); polyurethane-based resins; polyolefin-based resins such as polyethylene and polypropylene; fluorine-based resins such as polytetrafluoroethylene (PTFE), perfluoroalkoxyalkane (PFA), and ethylene tetrafluoroethylene copolymer (ETFE); polyvinyl chloride-based resins; silicone-based resins; natural rubber, etc. These may be used alone or in combination of two or more.
  • polyamide-based resins such as nylon
  • polyether polyamide-based resins such as polyethylene terephthalate (PET)
  • PET polyurethane-based resins
  • polyolefin-based resins such as polyethylene and polyprop
  • polyamide-based resins, polyurethane-based resins, polyolefin-based resins, and fluorine-based resins are preferably used.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 can achieve both biocompatibility and flexibility.
  • the in-vivo tube stent 1 may have a single-layer structure or a multi-layer structure, with a single-layer structure being preferable.
  • a single-layer structure makes it easier to manufacture. If it has a multi-layer structure, the resin materials constituting each layer may be the same or different.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 may be a single tube from the proximal end to the distal end, or may be a tube made by joining multiple tubes. By being made up of multiple tubes, the bending rigidity of the in-vivo indwelling tube stent 1 can be changed in the longitudinal direction.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 may have a lower bending rigidity in the distal portion than in the proximal portion.
  • the in-vivo indwelling tube stent 1 can have a low bending rigidity in the distal portion and a high bending rigidity in the proximal portion.
  • the low bending rigidity of the distal portion of the in-vivo indwelling tube stent 1 can improve the followability to the guide wire.
  • the high bending rigidity of the proximal portion of the in-vivo indwelling tube stent 1 can improve the pushability.
  • the in-vivo tube stent 1 may have an X-ray opaque marker 17.
  • the position of the in-vivo tube stent 1 can be confirmed under X-ray fluoroscopy.
  • the position of the X-ray opaque marker 17 is preferably the distal portion of the in-vivo tube stent 1, more preferably distal to the region where the locking flap is present in the distal portion of the in-vivo tube stent 1 and/or proximal to the region where the locking flap is present in the distal portion of the in-vivo tube stent 1, and even more preferably both distal to the region where the locking flap is present in the distal portion of the in-vivo tube stent 1 and proximal to the region where the locking flap is present in the distal portion of the in-vivo tube stent 1.
  • the region where the locking flap is present refers to the region where the locking flap is formed, and refers to the section from the base of the locking flap to the free end.
  • the X-ray opaque marker 17 may also be disposed in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1, more preferably distal to the region where the locking flap is present in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1 and/or proximal to the region where the locking flap is present in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1, and even more preferably both distal to the region where the locking flap is present in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1 and proximal to the region where the locking flap is present in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1.
  • the number of X-ray opaque markers 17 is not particularly limited, and may be one, two or more, or three or more.
  • one is provided on the distal side of the region where the locking flap exists in the distal portion of the in-vivo tube stent 1, and one is provided on the proximal side, and one is provided on the distal side of the region where the locking flap exists in the proximal portion of the in-vivo tube stent 1, and one is provided on the proximal side of the region where the locking flap exists.
  • the shape of the X-ray opaque marker 17 is not particularly limited, and examples include a tubular shape (e.g., cylindrical, polygonal, etc.), a tubular shape with a cut to form a C-shaped cross section, and a coil shape made of wound wire. Of these, a tubular shape is preferred.
  • Examples of materials that make up the X-ray opaque marker 17 include X-ray opaque materials such as lead, barium, iodine, tungsten, gold, platinum, iridium, stainless steel, titanium, and cobalt-chromium alloys.
  • the inner tube member 2 can have a tapered region 21 at the distal end of the inner tube member 2 where the outer diameter CD2 decreases toward the distal end 2a.
  • the inner tube member 2 has a tapered region 21 at the distal end of the inner tube member 2 where the outer diameter CD2 decreases toward the distal end 2a, and the in-vivo indwelling tube stent 1 may have a tapered region 12 at the distal end of the in-vivo indwelling tube stent 1 where the lumen diameter Sd4 decreases toward the distal end 1a.
  • the distal end of the inner cylindrical member 2 can move up to the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo, and the strength of the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo can be increased by the inner cylindrical member 2.
  • the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo can be easily inserted into a narrowed or blocked area of a biological lumen.
  • the inner tube member 2 has a tapered region 21 at the distal end of the inner tube member 2 where the outer diameter CD2 decreases toward the distal end 2a
  • the tube stent 1 for placement in vivo has a tapered region 12 at the distal end of the tube stent 1 for placement in vivo where the lumen diameter Sd4 decreases toward the distal end 1a
  • the amount of reduction in the lumen diameter Sd4 of the tube stent 1 for placement in vivo in the tapered region 12 is greater than the amount of reduction in the outer diameter CD2 of the inner tube member 2 in the tapered region 21.
  • the inner tube member 2 Since the inclination of the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo is greater than the inclination of the outer diameter CD2 of the inner tube member 2, the inner tube member 2 is more likely to abut against the lumen wall of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the position where the reduced diameter region 21 is formed is preferably, for example, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 30 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 20 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side, or a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 10 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side.
  • the inner tube member 2 may have an outer diameter expanding region at the distal end of the inner tube member 2 where the outer diameter CD2 increases toward the distal end 2a. This makes it easier for the inner tube member 2 to abut against the lumen wall of the in-vivo indwelling tube stent 1, and therefore makes it easier to insert the guide wire 9 inserted from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 from the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the position where the outer diameter expansion region is formed is preferably, for example, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 30 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 20 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side, or a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 10 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 on the proximal side.
  • the inner tube member 2 when the inner lumen diameter of the inner tube member 2 is Cd1, the inner tube member 2 can have an expanded region 22 at the distal end of the inner tube member 2, where the inner lumen diameter Cd1 increases toward the distal end 2a. This makes the opening at the distal end 2a of the inner tube member 2 larger, making it easier to insert the guide wire 9 inserted from the distal end of the in-vivo tube stent 1 through the opening at the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the position where the expanded diameter region 22 is formed is preferably, for example, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 30 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 proximally, a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 20 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 proximally, or a section from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 10 mm longitudinally away from the distal end 2a of the inner tube member 2 proximally.
  • the inner tube member 2 can have a thick region 23 at the distal end of the inner tube member 2 that is thicker than the thickness of the shaft portion that constitutes the inner tube member 2.
  • the thick region 23 is preferably disposed at the distal end of the inner tube member 2.
  • the outer surface of the distal end of the inner tube member 2 and the inner surface of the in-vivo indwelling tube stent 1 can easily come into contact with each other, thereby reducing the misalignment between the axis of the in-vivo indwelling tube stent 1 and the axis of the inner tube member 2.
  • the guide wire 9 inserted from the distal end 1a of the in-vivo indwelling tube stent 1 can be easily inserted from the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the distal end of the inner tube member 2 refers to the region from the distal end 2a of the inner tube member 2 to a position 2c that is 10 mm longitudinally proximal to the distal end 2a of the inner tube member 2.
  • the entire distal end of the inner tube member 2 cannot be moved distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo, but the distal end 2a of the inner tube member 2 can be located distal to the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo.
  • the longitudinal distance y between the distal end 2a of the inner tube member 2 and the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in vivo is preferably within 5 mm.
  • the step between the guide wire and the inner tube member is small, with an outer diameter of about 1.0 mm, while the step between the inner tube member and the in-vivo indwelling tube stent is relatively large, with an outer diameter of about 2.0 mm or more, and is likely to cause resistance.
  • the outer diameter of the step can be made small, at about 1.0 mm, and the same insertability as when the distal end 2a of the inner tube member 2 is inside the in-vivo indwelling tube stent 1 can be obtained.
  • the longitudinal distance y between the distal end 2a of the inner tube member 2 and the distal end 1a of the in-vivo tube stent 1 is preferably within 3 mm, more preferably within 1 mm, and particularly preferably 0 mm.
  • the distal end 2a of the inner tube member 2 is preferably not movable distally beyond the distal end 1a of the tube stent 1 for placement in the body. In other words, it is preferable that the distal end 2a of the inner tube member 2 is present in the lumen of the tube stent 1 for placement in the body.
  • the step between the guide wire 9 and the inner tube member 2 can be eliminated, and the step between the guide wire 9 and the tube stent 1 for placement in the body can be reduced, making it easier to insert the distal end of the tube stent 1 for placement in the body into a narrowed or blocked area of the body lumen.
  • the strength of the distal end of the tube stent 1 for placement in the body is increased, making it easier to insert the distal end of the tube stent 1 for placement in the body into a narrowed or blocked area of the body lumen.
  • the distal end 2a of the inner tube member 2 may be arranged in a section from a position where the length from the proximal end of the indwelling tube stent 1 is 50% of the longitudinal length of the indwelling tube to the distal end of the indwelling tube.
  • This allows the inner tube member 2 to act as a pusher catheter for pushing the indwelling tube stent 1 from the proximal side to the distal side to deliver the indwelling tube stent 1 into the biological lumen.
  • the distal end 2a of the inner tube member 2 is preferably disposed in a section from a position where the length from the proximal end of the in-vivo indwelling tube stent 1 is 60% of the longitudinal length of the in-vivo indwelling tube to the distal end of the in-vivo indwelling tube, and more preferably disposed in a section from a position where the length from the proximal end of the in-vivo indwelling tube stent 1 is 70% of the longitudinal length of the in-vivo indwelling tube to the distal end of the in-vivo indwelling tube.
  • the resin material constituting the inner tube member 2 may be any known resin, such as polyamide resins such as nylon; polyether polyamide resins; polyimide resins; polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET); polyurethane resins; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; fluorine resins such as polytetrafluoroethylene (PTFE), perfluoroalkoxyalkane (PFA), and ethylene tetrafluoroethylene copolymer (ETFE); polyvinyl chloride resins; silicone resins; natural rubber, etc. These may be used alone or in combination of two or more. Among them, polyamide resins, polyester resins, polyurethane resins, polyolefin resins, and fluorine resins are preferably used.
  • the inner tube member 2 may have a single-layer structure or a multi-layer structure, with a single-layer structure being preferable.
  • a single-layer structure allows for easy manufacturing. If it has a multi-layer structure, the resin materials constituting each layer may be the same or different.
  • the inner tube member 2 may be a single tube from the proximal end to the distal end, or may be made up of multiple tubes joined together. By being made up of multiple tubes, the bending rigidity of the inner tube member 2 can be changed in the longitudinal direction. For example, by making the hardness of the material of the tube that constitutes the distal portion of the inner tube member 2 lower than the hardness of the material of the tube that constitutes the proximal portion of the inner tube member 2, the inner tube member 2 can have a low bending rigidity in the distal portion and a high bending rigidity in the proximal portion. The low bending rigidity of the distal portion of the inner tube member 2 can improve the ability to follow the guidewire. The high bending rigidity of the proximal portion of the inner tube member 2 can improve pushability.
  • an outer tube member 3 that can move longitudinally relative to the inner tube member 2 can be disposed on the outer periphery of the inner tube member 2, proximal to the proximal end of the indwelling tube stent 1.
  • the outer tube member 3 is a member for pushing the indwelling tube stent 1 from the proximal side to the distal side to deliver the indwelling tube stent 1 into the body lumen, and is sometimes called a pusher catheter.
  • the outer tube member 3 and the in-vivo tube stent 1 are preferably detachably connected via a connecting means.
  • the in-vivo tube stent 1 and the outer tube member 3 are joined by a connecting means, and by pulling the outer tube member 3 from the distal side to the proximal side, it is possible to pull the in-vivo tube stent 1 back from the distal side to the proximal side.
  • This allows fine adjustment of the placement position of the in-vivo tube stent 1 when transporting the in-vivo tube stent 1 to a narrowed or blocked area of the body lumen.
  • the in-vivo tube stent 1 can be placed at an appropriate position in the body lumen.
  • an example of a configuration in which the outer tube member 3 and the tube stent 1 for placement in vivo are detachably connected is a configuration in which a thread 31 is used as a connecting means.
  • the thread 31 is shown as a schematic diagram in Figure 10.
  • the outer tube member 3 has a hole 32 in the side wall of the distal part of the outer tube member 3 that connects the outside and the inside
  • the tube stent 1 for placement in vivo has a hole 18 in the side wall of the proximal part of the tube stent 1 for placement in vivo that connects the outside and the inside.
  • the thread 31 is passed through both the hole 32 and the hole 18, so that the outer tube member 3 and the tube stent 1 for placement in vivo are detachably connected.
  • the thread 31 is formed into a ring that passes through the hole 32 of the outer tube member 3 and is closed.
  • the thread 31 formed into a ring is passed through the hole 18 of the tube stent 1 for placement in the body, and a part of the distal end of the outer tube member 3 on the distal side of the hole 32 of the outer tube member 3 and the inner tube member 2 are arranged in the ring, so that the outer tube member 3 and the tube stent 1 for placement in the body are detachably connected.
  • the resin material constituting the outer tube member 3 may be any known resin, such as polyamide resins such as nylon; polyether polyamide resins; polyimide resins; polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET); polyurethane resins; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; fluorine resins such as polytetrafluoroethylene (PTFE), perfluoroalkoxyalkane (PFA), and ethylene tetrafluoroethylene copolymer (ETFE); polyvinyl chloride resins; silicone resins; natural rubber, etc. These may be used alone or in combination of two or more. Among them, polyamide resins, polyester resins, polyurethane resins, polyolefin resins, and fluorine resins are preferably used.
  • the outer tube member 3 may have a single-layer structure or a multi-layer structure, with a single-layer structure being preferable.
  • a single-layer structure makes it easy to manufacture. If it has a multi-layer structure, the resin materials constituting each layer may be the same or different.
  • the outer tube member 3 may be a single tube from the proximal end to the distal end, or may be made up of multiple tubes joined together. By being made up of multiple tubes, the bending rigidity of the outer tube member 3 can be changed in the longitudinal direction. For example, by making the hardness of the material of the tube constituting the distal portion of the outer tube member 3 lower than the hardness of the material of the tube constituting the proximal portion of the outer tube member 3, the outer tube member 3 can have a low bending rigidity in the distal portion and a high bending rigidity in the proximal portion. The low bending rigidity of the distal portion of the outer tube member 3 can improve the ability to follow the guidewire. The high bending rigidity of the proximal portion of the outer tube member 3 can improve pushability.
  • the resin material constituting the outer tube member 3 and the resin material constituting the inner tube member 2 may be the same or different.
  • the maximum outer diameter of the outer tube member 3 is not particularly limited as long as it is a size that allows the in-vivo indwelling tube stent 1 to be pushed from the proximal side to the distal side, and may be larger than, the same as, or smaller than the maximum outer diameter of the in-vivo indwelling tube stent 1, but it is more preferable that it is the same.
  • the medical device can be used by including the steps of abutting the distal end 2a of the inner tubular member 2 against the inner lumen wall of the tube stent 1 for placement in the body, and inserting a guide wire 9 from the distal end side of the tube stent 1 for placement in the body, and arranging the guide wire 9 in the lumen of the inner tubular member 2.
  • a force can be applied to the tube stent 1 for placement in the body in a direction pushing it distally.
  • the tube stent 1 for placement in the body and the inner tubular member 2 can be delivered into the body lumen along the guide wire 9.
  • an outer tube member 3 that can move longitudinally relative to the inner tube member 2 is disposed on the outer periphery of the inner tube member 2, proximal to the proximal end of the tube stent 1 for placement in the body.
  • the medical device can be used by including the steps of inserting the inner tube member 2 into the lumen of the tube stent 1 for placement in the body and the outer tube member 3, and inserting a guide wire 9 from the distal end side of the tube stent 1 for placement in the body and arranging the guide wire 9 in the lumen of the inner tube member 2.
  • the tube stent 1 for placement in the body By pushing the outer tube member 3 from the proximal side to the distal side, the tube stent 1 for placement in the body is pushed from the proximal side to the distal side, and the tube stent 1 for placement in the body can be delivered into the body lumen along the guide wire 9. Note that in this method of use, the inner tube member 2 and the tube stent 1 for placement in the body do not necessarily need to be in contact with each other when used.

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Abstract

狭窄部位または閉塞部位に挿通しやすい生体内留置チューブステントを有する医療用具を提供する。　遠位端と近位端とを有し、長手方向に延在する生体内留置チューブステントと、前記生体内留置チューブステントの内腔に配され、近位側から遠位側へ長手方向に延在する内筒部材と、を有する医療用具であって、前記内筒部材は、前記生体内留置チューブステントの内腔において長手方向に移動可能であるが前記生体内留置チューブステントの内腔壁への当接により前記内筒部材の遠位端部は前記生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可である医療用具。

Description

医療用具
　本発明は、生体内留置チューブステントを有する医療用具に関するものである。
　血管、あるいは胆管または膵管等の消化管等の生体管腔は、種々の原因で狭窄したり、閉塞することがある。狭窄または閉塞に起因する種々疾患を治療する方法として、狭窄部位または閉塞部位にチューブ状のステントを留置し、狭窄部位または閉塞部位を内側から拡張し、生体管腔を広げる方法が知られている。例えば、胆管に狭窄または閉塞が生じた場合、狭窄部位または閉塞部位に胆管用のチューブステントを送達させる。狭窄部位または閉塞部位に送達されたチューブステントは留置され、半径方向に拡張し、狭窄部位または閉塞部位を内側から拡張する。チューブステントの拡張により、狭窄部位または閉塞部位における胆管内径が広げられ、狭窄または閉塞が改善される。その結果、胆管内から十二指腸側への胆汁の排出が可能となり、胆管が狭窄または閉塞することにより生じる胆道閉塞症、黄疸、胆道がん等の様々な疾患を治療できる。こうしたチューブステントを有する医療用具は、例えば、特許文献１、２に記載されている。
　特許文献１には、ガイドワイヤが挿通可能とされてドレナージチューブを摺動可能に支持するガイドカテーテル（細長部）と、ガイドカテーテルの外側に摺動自在に配されるプッシャーチューブ（中空部）と、プッシャーチューブの後端に配され、プッシャーチューブのチャンネルに対する挿入方向と、プッシャーチューブに対するガイドカテーテルのチャンネルからの抜去方向とが略同一方向となるように内視鏡の操作部に治してプッシャーチューブの後端側を位置決めするプッシャー口金（接続部）と、ガイドカテーテルの後端に配された口金とを備えたドレナージチューブ留置具（内視鏡用処置具）が記載されている。特許文献１において、ガイドカテーテルは、外周面にプッシャーチューブとその先端にさらにドレナージチューブとを被嵌させた際に、ドレナージチューブよりも先端に十分の長さで突出する長さとされている。
　特許文献２には、チューブステントが遠位端部外周に軸方向移動自在に装着されるインナーカテーテルと、前記チューブステントの近位端側に位置する前記インナーカテーテルの外周に軸方向移動自在に装着されるアウターカテーテルと、を有するチューブステント搬送装置が記載されている。特許文献２において、インナーカテーテルは、チューブステントの通孔を挿通可能になっている。
特開２００６－２０４４７６号公報 特許第６３２２３７４号
　特許文献１に記載されている内視鏡用処置具は、ドレナージチューブの内腔にガイドカテーテルが配されており、該ガイドカテーテルの遠位端部は、ドレナージチューブの遠位端よりも遠位側へ移動可能に構成されている。同様に、特許文献２に記載されているチューブステント搬送装置は、チューブステントの内腔にインナーカテーテルが配されており、該インナーカテーテルの遠位端部は、チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動可能に構成されている。このように、特許文献１、２においては、チューブステントの内腔に配されるガイドカテーテルまたはインナーカテーテル等の内筒部材の遠位端部が、チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動可能に構成されている。これらのチューブステントは、予め生体管腔内へ挿入されたガイドワイヤに沿って内筒部材を挿入し、挿入した内筒部材に沿ってチューブステントを挿入する。この場合、ガイドワイヤと内筒部材との間に段差が生じ、内筒部材とチューブステントとの間に段差が生じるため、２つの段差が存在している。特に後者の段差は、臨床において挿入抵抗を感じさせる原因になっていることが報告されており、チューブステントを狭窄部位または閉塞部位に挿通しにくいことがある。
　本発明は上記の様な事情に着目してなされたものであって、その目的は、狭窄部位または閉塞部位に挿通しやすい生体内留置チューブステントを有する医療用具を提供することにある。
　本発明は、以下の通りである。
　［１］　遠位端と近位端とを有し、長手方向に延在する生体内留置チューブステントと、前記生体内留置チューブステントの内腔に配され、近位側から遠位側へ長手方向に延在する内筒部材と、を有する医療用具であって、前記内筒部材は、前記生体内留置チューブステントの内腔において長手方向に移動可能であるが前記生体内留置チューブステントの内腔壁への当接により前記内筒部材の遠位端部は前記生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可である医療用具。
　［２］　前記生体内留置チューブステントの内腔は、内腔径Ｓｄ１と、該内腔径Ｓｄ１よりも小さい内腔径Ｓｄ２を少なくとも有しており、長手方向における前記内腔径Ｓｄ２の位置は、前記内腔径Ｓｄ１の位置よりも遠位側である［１］に記載の医療用具。
　［３］　前記生体内留置チューブステントの最小内腔径Ｓｄ３が、前記内筒部材の遠位端から、該遠位端から近位側に４０ｃｍ離れた位置までの区間における該内筒部材の最大外径ＣＤ１よりも小さい［１］または［２］に記載の医療用具。
　［４］　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に、外径ＳＤ１が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する［１］～［３］のいずれかに記載の医療用具。
　［５］　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する［１］～［４］のいずれかに記載の医療用具。
　［６］　前記内腔径Ｓｄ４は、前記生体内留置チューブステントの遠位端において最小である［５］に記載の医療用具。
　［７］　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの内側面に係止部Ｐを有しており、前記内筒部材は、該内筒部材の外側面に係止部Ｑを有しており、前記係止部Ｐと前記係止部Ｑは、接触可能に構成されており、前記係止部Ｐと前記係止部Ｑの接触状態において、前記係止部Ｐは前記係止部Ｑよりも遠位側に配されている［１］～［６］のいずれかに記載の医療用具。
　［８］　前記生体内留置チューブステントは、長手方向に肉厚領域を有しており、該肉厚領域は、前記内筒部材の遠位端部における外周面に沿って配されている［１］～［７］のいずれかに記載の医療用具。
　［９］　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部および／または近位端部に、係止フラップを有する［１］～［８］のいずれかに記載の医療用具。
　［１０］　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に外側と内側を連通する孔を有する［１］～［９］のいずれかに記載の医療用具。
　［１１］　前記孔は、前記生体内留置チューブステントの遠位側から近位側に向かって延在している［１０］に記載の医療用具。
　［１２］　前記生体内留置チューブステントは、胆管内または膵管内に留置されるプラスチックチューブステントである［１］～［１１］のいずれかに記載の医療用具。
　［１３］　前記生体内留置チューブステントは、直線状である［１］～［１２］のいずれかに記載の医療用具。
　［１４］　前記生体内留置チューブステントは、円弧状に湾曲している円弧部を有する［１］～［１２］のいずれかに記載の医療用具。
　［１５］　前記生体内留置チューブステントの内腔および前記内筒部材の内腔にガイドワイヤが配される［１］～［１４］のいずれかに記載の医療用具。
　［１６］　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する［１］～［１５］のいずれかに記載の医療用具。
　［１７］　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、内腔径Ｃｄ１が遠位端に向かって増大する拡径領域を有する［１］～［１６］のいずれかに記載の医療用具。
　［１８］　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、肉厚領域を有する［１］～［１７］のいずれかに記載の医療用具。
　［１９］　前記内筒部材の遠位端は前記生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可である［１］～［１８］のいずれかに記載の医療用具。
　［２０］　前記内筒部材の外周には、前記生体内留置チューブステントの近位端よりも近位側に、該内筒部材に対して長手方向に移動可能な外筒部材が配されており、前記外筒部材と前記生体内留置チューブステントは、連結手段を介して脱着可能に連結されている［１］～［１９］のいずれかに記載の医療用具。
　［２１］　前記連結手段は、糸条体であり、前記外筒部材は、該外筒部材の遠位端部に外側と内側を連通する孔を有しており、前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの近位端部に外側と内側を連通する孔を有しており、前記糸条体が、両方の孔に通されることにより、前記外筒部材と前記生体内留置チューブステントが脱着可能に連結されている［２０］に記載の医療用具。
　本発明に係る医療用具は、生体内留置チューブステントと、該生体内留置チューブステントの内腔に配される内筒部材と、を有しており、前記内筒部材は、前記生体内留置チューブステントの内腔壁への当接により該内筒部材の遠位端部が生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可に構成されている。その結果、ガイドワイヤと生体内留置チューブステントとの間の段差のみとなり、従来から挿入抵抗を感じさせる原因となっていた内筒部材と生体内留置チューブステントとの間の段差がなくなるため、狭窄部位または閉塞部位に生体内留置チューブステントを挿通させやすくなる。
図１は、本発明に係る医療用具の実施の形態を示す断面図である。 図２は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図３は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図４は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図５は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図６は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図７は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図８は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図９は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。 図１０は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図である。
　以下、実施の形態に基づき本発明をより具体的に説明するが、本発明は下記実施の形態によって制限を受けるものではなく、前記および後記の趣旨に適合し得る範囲で変更を加えて実施することも勿論可能であり、それらはいずれも本発明の技術的範囲に包含される。なお、各図面において、便宜上、ハッチングや部材符号等を省略する場合もあるが、かかる場合、明細書や他の図面を参照するものとする。また、図面における種々の部材の寸法は、本発明の特徴の理解に資することを優先しているため、実際の寸法とは異なる場合がある。
　図１は、本発明に係る医療用具の実施の形態を示す断面図であり、医療用具の遠位端側を拡大した図面である。図２～図１０は、本発明に係る医療用具の他の実施の形態を示す断面図であり、医療用具の遠位端側を拡大した図面である。
　医療用具は、図１に示すように、生体内留置チューブステント１と、内筒部材２と、を有している。生体内留置チューブステント１は、遠位端と近位端とを有し、長手方向に延在している。内筒部材２は、生体内留置チューブステント１の内腔に配され、近位側から遠位側へ長手方向に延在している。生体内留置チューブステント１の近位端とは、使用者側（術者側）の一端を指し、生体内留置チューブステント１の遠位端とは、近位端に対して反対側の一端（すなわち、処置対象側の一端）を指す。また、生体内留置チューブステント１の近位端から遠位端への方向を長手方向と称する。
　内筒部材２は、生体内留置チューブステント１の内腔において長手方向に移動可能であるが前記生体内留置チューブステント１の内腔壁への当接により前記内筒部材２の遠位端部は前記生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動不可である。内筒部材２の遠位端部とは、後記の図１０に示すように、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置２ｃまでの領域を指す。内筒部材２が、生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接し、内筒部材２の遠位端部が生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動不可であることにより、内筒部材２の内腔にガイドワイヤ９を配しても、段差が生じるのは、ガイドワイヤ９と生体内留置チューブステント１との間のみとなる。その結果、狭窄部位または閉塞部位に生体内留置チューブステント１を挿通させやすくなる。
　生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接する内筒部材２の位置は、例えば、内筒部材２の遠位端部であってもよいし、内筒部材２の遠位端２ａであってもよい。また、後述するように、生体内留置チューブステント１が内側面に係止部Ｐを有し、内筒部材２が外側面に係止部Ｑを有しており、係止部Ｐと係止部Ｑが接触することにより、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動不可に構成されていてもよい。この場合、生体内留置チューブステント１の内側面に形成されている係止部Ｐが、生体内留置チューブステント１の内腔壁に相当する。
　図１に示すように、生体内留置チューブステント１の内腔は、内腔径Ｓｄ１と、該内腔径Ｓｄ１よりも小さい内腔径Ｓｄ２を少なくとも有しており、長手方向において、前記内腔径Ｓｄ２の位置は、前記内腔径Ｓｄ１の位置よりも遠位側であることが好ましい。生体内留置チューブステント１が、少なくとも２種の内腔径を有しており、相対的に小さい方の内腔径Ｓｄ２の位置が、相対的に大きい方の内腔径Ｓｄ１の位置よりも遠位側であることにより、生体内留置チューブステント１の遠位側における内腔径が小さくなる。その結果、生体内留置チューブステント１の内腔に配される内筒部材２が、生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接しやすくなるため、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動するのを抑制できる。
　図１に示すように、生体内留置チューブステント１の内腔径のうち、最小値を最小内腔径Ｓｄ３とし、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に４０ｃｍ離れた位置２ｂまでの区間における該内筒部材２の外径の最大値を最大外径ＣＤ１としたとき、生体内留置チューブステント１の最小内腔径Ｓｄ３は、内筒部材２の最大外径ＣＤ１よりも小さいことが好ましい。生体内留置チューブステント１の最小内腔径Ｓｄ３が、内筒部材２の最大外径ＣＤ１よりも小さいことにより、内筒部材２が、生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接するため、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動するのを抑制できる。
　図１に示すように、生体内留置チューブステント１の外径をＳＤ１としたとき、生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に、外径ＳＤ１が遠位端１ａに向かって減少する縮径領域１１を有することが好ましい。生体内留置チューブステント１の遠位端部は、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから、該生体内留置チューブステントの遠位端１ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置１ｂまでの領域を指す。生体内留置チューブステント１の遠位端部に縮径領域１１が形成されることにより、生体内留置チューブステント１の遠位端部を、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に挿通させやすくなる。縮径領域１１が形成される位置は、生体内留置チューブステント１の遠位端部であることが好ましく、例えば、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置１ｂまでの区間であるか、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置１ｃまでの区間であるか、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置までの区間であることが好ましい。
　図２に示すように、生体内留置チューブステント１の内腔径をＳｄ４としたとき、生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端１ａに向かって減少する縮径領域１２を有することが好ましい。生体内留置チューブステント１の遠位端部に縮径領域１２が形成されることにより、生体内留置チューブステント１の内腔に配される内筒部材２が、生体内留置チューブステント１の遠位端部における内腔壁に当接するため、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動するのを抑制でき、しかも生体内留置チューブステント１の遠位端部における強度を高めることができる。縮径領域１２が形成される位置は、生体内留置チューブステント１の遠位端部であることが好ましく、例えば、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置までの区間であることが好ましい。生体内留置チューブステント１の縮径領域１２の長手方向における遠位端は、例えば、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に３ｍｍ離れた位置より近位側であってもよいし、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に５ｍｍ離れた位置より近位側であってもよいし、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから近位側に長手方向に８ｍｍ離れた位置より近位側であってもよい。
　図３に示すように、生体内留置チューブステント１の内腔径Ｓｄ４は、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａにおいて最小となることが好ましい。即ち、生体内留置チューブステント１の長手方向において、縮径領域１２の遠位端が、生体内留置チューブステント１の遠位端と一致することが好ましい。
　図１～図３に示すように、生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の遠位端部および／または近位端部に、係止フラップ１３ａ、１３ｂを有することが好ましい。係止フラップ１３ａ、１３ｂは、生体管腔に配置した生体内留置チューブステント１の位置ズレを防止する部材である。生体内留置チューブステント１の近位端部は、生体内留置チューブステント１の近位端から、該生体内留置チューブステント１の近位端から遠位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置までの領域を指す。
　図１～図３に示すように、生体内留置チューブステント１の遠位端部に配される係止フラップ１３ａは、遠位側から近位側に向かう方向かつ径方向の外方に向かって延在していてもよい。生体内留置チューブステント１の遠位端部に係止フラップ１３ａを配することにより、生体管腔内に配置した生体内留置チューブステント１が、留置位置からズレるのを防止できる。例えば、胆管に生体内留置チューブステント１を配置する場合は、生体内留置チューブステント１が胆管から十二指腸側に脱落することを防止できる。図１～図３に示すように、生体内留置チューブステント１の近位端部に配される係止フラップ１３ｂは、近位側から遠位側に向かう方向かつ径方向の外方に向かって延在していてもよい。生体内留置チューブステント１の近位端部に係止フラップ１３ｂを配することにより、生体内留置チューブステント１が、留置位置からズレるのを防止できる。例えば、胆管に生体内留置チューブステント１を配置する場合は、生体内留置チューブステント１の近位端が乳頭から遠位側内に入り込むことを防止できる。なお、係止フラップ１３ａと係止フラップ１３ｂをまとめて係止フラップ１３と呼ぶことがある。
　生体内留置チューブステント１の遠位端部に配される係止フラップ１３ａの数、および近位端部に配される係止フラップ１３ｂの数は、それぞれ、１つでもよいし、例えば、２つ以上であってもよいし、３つ以上であってもよく、５つ以下であることが好ましい。
　生体内留置チューブステント１の遠位端部に複数の係止フラップ１３ａが配される場合、または近位端部に複数の係止フラップ１３ｂが配される場合、各係止フラップ１３は、生体内留置チューブステント１の周方向において等間隔に配置されていることが好ましい。これにより、生体内留置チューブステント１の位置ズレ防止効果を高めることができる。
　生体内留置チューブステント１の遠位端部に複数の係止フラップ１３ａが配される場合、または近位端部に複数の係止フラップ１３ｂが配される場合、係止フラップ１３の基部から自由端までの長さや係止フラップ１３の幅、厚みは、全て同じであってもよいし、異なっていてもよい。例えば、各係止フラップ１３の長さや幅、厚みが同じであれば、製造が容易となる。また、各係止フラップ１３の長さや幅、厚みが異なることにより、それぞれの係止フラップ１３の強度を変えることができる。具体例としては、応力がかかりやすく破断のおそれがある箇所に配される係止フラップ１３については強度を高めたり、柔軟性が求められる箇所に配される係止フラップ１３については強度を低くしたりすることができる。
　係止フラップ１３は、例えば、図１～図１０に示した係止フラップ１３ａのように、生体内留置チューブステント１を構成するチューブ本体の端部の表面に切り込みを入れ、チューブ本体の一部をチューブ本体に対して斜め外側に突出させることにより、チューブ本体の遠位端部および／または近位端部に形成されていてもよいし、図１～図１０に示した係止フラップ１３ｂのように、生体内留置チューブステント１を構成するチューブ本体とは異なる部材として、係止フラップ１３ｂを構成する係止フラップ部材をチューブ本体の遠位端部および／または近位端部に設けることにより形成されていてもよい。
　チューブ本体の外表面に係止フラップ部材を接合して係止フラップ１３を形成する場合、係止フラップ部材はチューブ本体を構成する材料と同じであってもよいし、異なっていてもよく、同じであることが好ましい。同じであることにより、チューブ本体に対する係止フラップ部材の接着強度を高めることができる。
　チューブ本体と係止フラップ部材との接合方法としては、例えば、熱溶着、超音波溶着、接着剤による接着等が挙げられ、熱溶着による接合が好ましい。熱溶着によってチューブ本体と係止フラップ部材とを接合することにより、チューブ本体と係止フラップ部材との接合強度を高めることができる。
　係止フラップ１３は、チューブ本体の端部の表面に切り込みを入れて形成されていることが好ましい。これにより、チューブ本体の外表面に係止フラップ部材を接合して係止フラップ１３を形成するよりも係止フラップ１３が脱落しにくくなる。
　生体内留置チューブステント１の遠位端部に配される係止フラップ１３ａおよび近位端部に配される係止フラップ１３ｂは、同じ方法で形成されていてもよいし、異なる方法で形成されていてもよい。
　図４に示すように、生体内留置チューブステント１が、該生体内留置チューブステント１の内側面に係止部Ｐを有しており、内筒部材２が、該内筒部材２の外側面に係止部Ｑを有しており、係止部Ｐと係止部Ｑは、接触可能に構成されており、係止部Ｐと係止部Ｑの接触状態において、係止部Ｐは係止部Ｑよりも遠位側に配されていることが好ましい。これにより、生体内留置チューブステント１の内腔に配される内筒部材２に相当する係止部Ｑが、生体内留置チューブステント１の内腔壁に相当する係止部Ｐに当接するため、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動するのを抑制できる。係止部Ｐと係止部Ｑが接触している状態において、内筒部材２の遠位端２ａは、生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接していてもよいし、非当接でもよい。
　係止部Ｐの形状および係止部Ｑの形状は特に限定されず、例えば、係止部Ｐは、生体内留置チューブステント１の内側面から内側に向かって凸状であることが好ましく、係止部Ｑは、内筒部材２の外側面から外側に向かって凸状であることが好ましい。
　係止部Ｐおよび係止部Ｑが配される位置は特に限定されず、生体内留置チューブステント１の遠位端部および内筒部材２の遠位端部に配されてもよいし、生体内留置チューブステント１の近位端部および内筒部材２の近位端部に配されてもよいし、生体内留置チューブステント１の近位端部および遠位端部以外の部分と内筒部材２の近位端部および遠位端部以外の部分に配されていてもよい。なかでも、図４に示すように、生体内留置チューブステント１の遠位端部および内筒部材２の遠位端部に配されることが好ましい。
　生体内留置チューブステント１の内側面に配される係止部Ｐは、内側面の周方向に沿って配されており、内筒部材２の外側面に配される係止部Ｑは、外側面の周方向に沿って配されていることが好ましい。係止部Ｐは、生体内留置チューブステント１の内側面の周方向の一部に配されていてもよいし、周方向の全部に配されていてもよい。係止部Ｑは、内筒部材２の外側面の周方向の一部に配されていてもよいし、周方向の全部に配されていてもよい。係止部Ｐおよび係止部Ｑは、少なくとも一方が周方向の全部に配されていることが好ましく、両方が周方向の全部に配されていることがより好ましい。
　図５に示すように、生体内留置チューブステント１は、生体内留置チューブステント１を構成する軸部分における厚みよりも厚みが大きい肉厚領域１４を有することができる。生体内留置チューブステント１の軸部分とは、生体内留置チューブステント１を構成するチューブ本体を指し、図５においては、係止フラップ１３ａと係止フラップ１３ｂの間の領域を指す。
　内筒部材２が生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接した状態において、生体内留置チューブステント１の肉厚領域１４は、内筒部材２の遠位端２ａと生体内留置チューブステント１が当接する位置よりも遠位側に配されていてもよいし、内筒部材２の遠位端部における外周面の少なくとも一部に沿って配されていてもよい。生体内留置チューブステント１の肉厚領域１４が、内筒部材２の遠位端部における外周面の少なくとも一部に沿って配されることにより、内筒部材２の遠位端部の外側面と生体内留置チューブステント１の肉厚領域１４における内側面が当接しやすくなるため、生体内留置チューブステント１の軸心と内筒部材２の軸心とのズレが小さくなる。その結果、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから挿入したガイドワイヤ９を、内筒部材２の遠位端２ａから挿入しやすくなる。
　図６に示すように、生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に外側と内側を連通する孔１６（貫通孔１６）を有することが好ましい。これにより、生体管腔内を流れる流体が孔１６を通り、生体内留置チューブステント１の外側から内側へ入り、生体内留置チューブステント１の遠位側から近位側へ流れるため、生体内留置チューブステント１を生体管腔内に留置してもドレナージが可能となる。
　生体内留置チューブステント１の遠位端部に外側と内側を連通する孔１６が形成されている場合、孔１６は、生体内留置チューブステント１の径方向に延在していてもよいし、図６に示すように、生体内留置チューブステント１の径方向に対して斜め方向であって、生体内留置チューブステント１の外側の遠位側から内側の近位側に向かって流体が流れるように延在してもよく、生体内留置チューブステント１の外側の遠位側から内側の近位側に向かって流体が流れるように延在していることが好ましい。孔１６が、生体内留置チューブステント１の遠位側から近位側に向かって延在していることにより、生体管腔内を流れる流体が、生体内留置チューブステント１の遠位側から近位側に向かって流れやすくなる。
　孔１６は、生体内留置チューブステント１の肉厚領域１４に形成されていてもよく、特に生体内留置チューブステント１の遠位端部における肉厚領域１４に形成されていることが好ましい。また、孔１６は、生体内留置チューブステント１の軸部分の側壁に形成されていてもよい。
　孔１６の大きさ（円相当直径）は、例えば、０．２ｍｍ以上が好ましく、より好ましくは０．３ｍｍ以上、更に好ましくは０．５ｍｍ以上であり、１．５ｍｍ以下が好ましく、より好ましくは１．３ｍｍ以下、更に好ましくは１．０ｍｍ以下である。
　孔１６の開口形状は、例えば、円形、楕円形、矩形（例えば、三角形、四角形など）などが挙げられる。孔１６の開口形状は、加工のしやすさの点で、円形または楕円形が好ましい。
　孔１６の数は、例えば、１個でもよいし、２個以上でもよい。孔１６の数は、例えば、６個以下が好ましい。孔１６の数は、より好ましくは５個以下、更に好ましくは４個以下である。孔１６を複数形成する場合は、各孔の大きさ及び開口形状は同じであってもよいし、異なっていてもよい。孔１６が複数形成されている場合、孔１６は、例えば、生体内留置チューブステント１の周方向に等間隔または非等間隔に形成されていてもよいし、生体内留置チューブステント１の長手方向に等間隔または非等間隔に形成されていてもよく、孔１６は、生体内留置チューブステント１の外側の流体が、生体内留置チューブステント１の遠位側から内側の近位側に向かって流れるように形成されていることが好ましい。
　生体内留置チューブステント１の外観形状は特に限定されず、例えば、直線状が挙げられ、円弧状に湾曲している円弧部を有していてもよい。
　生体内留置チューブステント１は、例えば、胆管内または膵管内に留置されるプラスチックチューブステントとして用いることができる。生体内留置チューブステント１が胆管内に留置される場合、生体内留置チューブステント１のうち、十二指腸側に配置される側を近位側、逆側（胆嚢側または肝臓側）を遠位側としたとき、生体内留置チューブステント１の遠位端は、胆嚢側に配置されてもよいし、肝臓側に配置されてもよい。遠位端が肝臓側に配置される場合は、生体内留置チューブステント１の遠位側の一部が、肝管内に配置されてもよい。
　生体内留置チューブステント１の最大外径は特に限定されないが、例えば、７フレンチ～１１フレンチ（約２．３ｍｍ～３．７ｍｍ）が好ましい。
　生体内留置チューブステント１を構成する樹脂材料としては、公知の樹脂を用いることができ、例えば、ナイロン等のポリアミド系樹脂；ポリエーテルポリアミド系樹脂；ポリイミド系樹脂；ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）等のポリエステル系樹脂；ポリウレタン系樹脂；ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン系樹脂；ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、パーフルオロアルコキシアルカン（ＰＦＡ）、エチレンテトラフルオロエチレンコポリマー（ＥＴＦＥ）等のフッ素系樹脂；ポリ塩化ビニル系樹脂；シリコーン系樹脂；天然ゴム等が挙げられる。これらは１種のみを用いてもよいし、２種以上を併用してもよい。中でも、ポリアミド系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、フッ素系樹脂が好適に用いられる。生体内留置チューブステント１がポリアミド系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、およびフッ素系樹脂のうち少なくとも１種を含有していることにより、生体内留置チューブステント１の生体適合性と柔軟性を両立できる。
　生体内留置チューブステント１は、単層構造であってもよいし、複層構造であってもよく、単層構造であることが好ましい。単層構造とすることにより、容易に製造できる。複層構造である場合、各層を構成する樹脂材料は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。
　生体内留置チューブステント１は、近位端から遠位端まで１つのチューブであってもよいが、複数のチューブを接合したものであってもよい。複数のチューブで構成されていることにより、生体内留置チューブステント１の長手方向において曲げ剛性を変えることができる。生体内留置チューブステント１は、近位部の曲げ剛性よりも遠位部の曲げ剛性の方が低くてもよい。例えば、生体内留置チューブステント１の遠位部を構成するチューブの材料の硬度を、生体内留置チューブステント１の近位部を構成するチューブの材料の硬度よりも低くすることにより、遠位部は曲げ剛性が低く、近位部は曲げ剛性の高い生体内留置チューブステント１とすることができる。生体内留置チューブステント１の遠位部の曲げ剛性が低いことにより、ガイドワイヤへの追従性を高めることができる。生体内留置チューブステント１の近位部の曲げ剛性が高いことにより、プッシャビリティを高めることができる。
　図６に示すように、生体内留置チューブステント１は、Ｘ線不透過マーカー１７を有してもよい。Ｘ線不透過マーカー１７を有することにより、生体内留置チューブステント１の位置をＸ線透視下で確認できる。
　Ｘ線不透過マーカー１７を配する位置は、生体内留置チューブステント１の遠位部が好ましく、より好ましくは生体内留置チューブステント１の遠位部における係止フラップ存在領域より遠位側および／または生体内留置チューブステント１の遠位部における係止フラップ存在領域より近位側であり、更に好ましくは生体内留置チューブステント１の遠位部における係止フラップ存在領域より遠位側および生体内留置チューブステント１の遠位部における係止フラップ存在領域より近位側の両方である。係止フラップ存在領域は、係止フラップが形成されている領域を指し、係止フラップの基部から自由端までの区間を指す。
　Ｘ線不透過マーカー１７は、更に、生体内留置チューブステント１の近位部に配されていてもよく、より好ましくは生体内留置チューブステント１の近位部における係止フラップ存在領域より遠位側および／または生体内留置チューブステントの近位部における係止フラップ存在領域より近位側であり、更に好ましくは生体内留置チューブステント１の近位部における係止フラップ存在領域より遠位側および生体内留置チューブステント１の近位部における係止フラップ存在領域より近位側の両方である。
　Ｘ線不透過マーカー１７の数は特に限定されず、１個でもよいし、２個以上でもよいし、３個以上でもよい。図６では、生体内留置チューブステント１の遠位部における係止フラップ存在領域の遠位側に１個、近位側に１個設けており、生体内留置チューブステント１の近位部における係止フラップ存在領域の遠位側に１個、近位側に１個設けている。
　Ｘ線不透過マーカー１７の形状は特に限定されず、例えば、筒状（例えば、円筒状、多角筒状など）、筒に切れ込みが入った断面Ｃ字状の形状、線材を巻回したコイル形状等が挙げられる。なかでも筒状が好ましい。
　Ｘ線不透過マーカー１７を構成する材料としては、例えば、鉛、バリウム、ヨウ素、タングステン、金、白金、イリジウム、ステンレス、チタン、コバルトクロム合金等のＸ線不透過材料が挙げられる。
　図７に示すように、内筒部材２の外径をＣＤ２としたとき、内筒部材２は、該内筒部材２の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端２ａに向かって減少する縮径領域２１を有することができる。内筒部材２は、該内筒部材２の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端２ａに向かって減少する縮径領域２１を有しており、且つ生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端１ａに向かって減少する縮径領域１２を有していてもよい。このように内筒部材２が、該内筒部材２の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端２ａに向かって減少する縮径領域２１を有しており、且つ生体内留置チューブステント１が、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端１ａに向かって減少する縮径領域１２を有している場合、内筒部材２の遠位端部が、生体内留置チューブステント１の遠位端部まで移動可能となるため、内筒部材２によって生体内留置チューブステント１の遠位端部の強度を高めることができる。その結果、生体内留置チューブステント１の遠位端部を、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に挿通させやすくなる。内筒部材２が、該内筒部材２の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端２ａに向かって減少する縮径領域２１を有しており、且つ生体内留置チューブステント１が、該生体内留置チューブステント１の遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端１ａに向かって減少する縮径領域１２を有している場合、生体内留置チューブステント１の内腔径Ｓｄ４の縮径領域１２における内腔径Ｓｄ４の減少量は、内筒部材２の外径ＣＤ２の縮径領域２１における外径ＣＤ２の減少量よりも大きいことが好ましい。生体内留置チューブステント１の内腔壁の傾きが、内筒部材２の外径ＣＤ２の傾きよりも大きいことにより、内筒部材２は、生体内留置チューブステント１の内腔壁へ当接しやすくなる。
　縮径領域２１が形成される位置は、例えば、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置までの区間であることが好ましい。
　内筒部材２の外径をＣＤ２としたとき、内筒部材２は、該内筒部材２の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端２ａに向かって増大する外径拡径領域を有してもよい。これにより内筒部材２が生体内留置チューブステント１の内腔壁に当接しやすくなるため、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから挿入したガイドワイヤ９を、内筒部材２の遠位端２ａから挿入しやすくなる。
　外径拡径領域が形成される位置は、例えば、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置までの区間であることが好ましい。
　図８に示すように、内筒部材２の内腔径をＣｄ１としたとき、内筒部材２は、該内筒部材２の遠位端部に、内腔径Ｃｄ１が遠位端２ａに向かって増大する拡径領域２２を有することができる。これにより、内筒部材２の遠位端２ａにおける開口が大きくなるため、生体内留置チューブステント１の遠位端から挿入したガイドワイヤ９を、内筒部材２の遠位端２ａにおける開口から挿入しやすくなる。
　拡径領域２２が形成される位置は、例えば、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置までの区間であるか、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置までの区間であることが好ましい。
　図９に示すように、内筒部材２は、該内筒部材２の遠位端部に、内筒部材２を構成する軸部分における厚みよりも厚みが大きい肉厚領域２３を有することができる。
　肉厚領域２３は、内筒部材２の遠位端部に配されていることが好ましく、肉厚領域２３が、内筒部材２の遠位端部における外周面に沿って配されることにより、内筒部材２の遠位端部の外側面と生体内留置チューブステント１の内側面が当接しやすくなるため、生体内留置チューブステント１の軸心と内筒部材２の軸心とのズレが小さくなる。その結果、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａから挿入したガイドワイヤ９を、内筒部材２の遠位端２ａから挿入しやすくなる。
　図１０に示すように、内筒部材２の遠位端部は、内筒部材２の遠位端２ａから、該内筒部材２の遠位端２ａから近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置２ｃまでの領域を指す。内筒部材２の遠位端部全体は生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動不可であるが、内筒部材２の遠位端２ａは生体内留置チューブステント１の遠位端１ａより遠位側に存在することも可能である。この場合、内筒部材２の遠位端２ａと生体内留置チューブステント１の遠位端１ａとの長手方向における距離ｙは、５ｍｍ以内であることが好ましい。内筒部材２の遠位端２ａがわずかに生体内留置チューブステント１の遠位端１ａより遠位側に存在しても、狭窄部位または閉塞部位への挿通しやすさは変わらない。従来のチューブステントを用いた場合では、ガイドワイヤと内筒部材との間に段差が生じ、内筒部材とチューブステントとの間に段差が生じ、２つの段差が存在しており、特に後者の段差は、臨床において挿入抵抗を感じさせる原因になっていることが報告されていた。これは、ガイドワイヤと内筒部材との段差部は、外径が１．０ｍｍ程度と小さいのに対して、内筒部材と生体内留置チューブステントとの段差部は、外径が２．０ｍｍ程度かそれ以上と比較的大きく抵抗になりやすいためと考えられる。一方、本発明の医療用具では、内筒部材２の遠位端２ａがわずかに生体内留置チューブステント１の遠位端１ａより遠位側に存在した場合でも、その段差部の外径は１．０ｍｍ程度と小さくすることが可能であり、内筒部材２の遠位端２ａが生体内留置チューブステント１内に存在する場合と同等の挿入性が得られる。
　内筒部材２の遠位端部の一部が、生体内留置チューブステント１の遠位端１ａより遠位側に存在する場合、内筒部材２の遠位端２ａと生体内留置チューブステント１の遠位端１ａとの長手方向における距離ｙは、３ｍｍ以内がより好ましく、更に好ましくは１ｍｍ以内であり、特に好ましくは０ｍｍである。
　内筒部材２の遠位端２ａは生体内留置チューブステント１の遠位端１ａよりも遠位側へ移動不可であることが好ましい。即ち、内筒部材２の遠位端２ａが、生体内留置チューブステント１の内腔に存在する態様が好ましい。内筒部材２の遠位端２ａが、生体内留置チューブステント１の内腔に存在することにより、ガイドワイヤ９と内筒部材２との間の段差を無くすことができ、またガイドワイヤ９と生体内留置チューブステント１との段差を小さくすることができるため、生体内留置チューブステント１の遠位端部を、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に挿通させやすくなる。また、生体内留置チューブステント１の遠位端部の内腔に内筒部材２の遠位端部を配した場合には、生体内留置チューブステント１の遠位端部における強度が高くなるため、生体内留置チューブステント１の遠位端部を、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に挿通させやすくなる。
　内筒部材２の遠位端２ａは、生体内留置チューブステント１の近位端からの長さが該生体内留置チューブの長手方向の長さに対して５０％となる位置から、該生体内留置チューブの遠位端までの区間に配されてもよい。これにより、内筒部材２が生体内留置チューブステント１を近位側から遠位側へ押して生体内留置チューブステント１を生体管腔内へ送達させるためのプッシャーカテーテルの役割を担うことになる。その結果、生体内留置チューブステント１の遠位端部を、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に挿通させやすくなる。内筒部材２の遠位端２ａは、生体内留置チューブステント１の近位端からの長さが該生体内留置チューブの長手方向の長さに対して６０％となる位置から、該生体内留置チューブの遠位端までの区間に配されていることが好ましく、生体内留置チューブステント１の近位端からの長さが該生体内留置チューブの長手方向の長さに対して７０％となる位置から、該生体内留置チューブの遠位端までの区間に配されていることがより好ましい。
　内筒部材２を構成する樹脂材料としては、公知の樹脂を用いることができ、例えば、ナイロン等のポリアミド系樹脂；ポリエーテルポリアミド系樹脂；ポリイミド系樹脂；ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）等のポリエステル系樹脂；ポリウレタン系樹脂；ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン系樹脂；ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、パーフルオロアルコキシアルカン（ＰＦＡ）、エチレンテトラフルオロエチレンコポリマー（ＥＴＦＥ）等のフッ素系樹脂；ポリ塩化ビニル系樹脂；シリコーン系樹脂；天然ゴム等が挙げられる。これらは１種のみを用いてもよいし、２種以上を併用してもよい。中でも、ポリアミド系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、フッ素系樹脂が好適に用いられる。
　内筒部材２は、単層構造であってもよいし、複層構造であってもよく、単層構造であることが好ましい。単層構造とすることにより、容易に製造できる。複層構造である場合、各層を構成する樹脂材料は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。
　内筒部材２は、近位端から遠位端まで１つのチューブであってもよいが、複数のチューブを接合したものであってもよい。複数のチューブで構成されていることにより、内筒部材２の長手方向において曲げ剛性を変えることができる。例えば、内筒部材２の遠位部を構成するチューブの材料の硬度を、内筒部材２の近位部を構成するチューブの材料の硬度よりも低くすることにより、遠位部は曲げ剛性が低く、近位部は曲げ剛性の高い内筒部材２とすることができる。内筒部材２の遠位部の曲げ剛性が低いことにより、ガイドワイヤへの追従性を高めることができる。内筒部材２の近位部の曲げ剛性が高いことにより、プッシャビリティを高めることができる。
　図１０に示すように、内筒部材２の外周には、生体内留置チューブステント１の近位端よりも近位側に、該内筒部材２に対して長手方向に移動可能な外筒部材３が配されることができる。外筒部材３は、生体内留置チューブステント１を近位側から遠位側へ押して生体内留置チューブステント１を生体管腔内へ送達させるための部材であり、プッシャーカテーテルと呼ばれることがある。
　外筒部材３と生体内留置チューブステント１は、連結手段を介して脱着可能に連結されていることが好ましい。生体内留置チューブステント１と外筒部材３が、連結手段によって結合されており、外筒部材３を遠位側から近位側に引くことにより、生体内留置チューブステント１を遠位側から近位側へ引き戻すことが可能となるため、生体管腔の狭窄部位または閉塞部位に生体内留置チューブステント１を搬送する際に、生体内留置チューブステント１の留置位置を微調節できる。その結果、生体管腔の適切な位置に生体内留置チューブステント１を留置できる。
　外筒部材３と生体内留置チューブステント１を脱着可能に連結した構成としては、図１０に示すように、連結手段として、例えば、糸条体３１を用いる構成が挙げられる。糸条体３１は、図１０では模式図として示した。外筒部材３は、該外筒部材３の遠位部の側壁に外側と内側を連通する孔３２を有しており、生体内留置チューブステント１は、該生体内留置チューブステント１の近位部の側壁に外側と内側を連通する孔１８を有している。糸条体３１が、孔３２と孔１８の両方に通されることにより、外筒部材３と生体内留置チューブステント１が脱着可能に連結されている。詳細には、糸条体３１は、外筒部材３の孔３２を通り且つ閉じている環に構成されており、環に構成されている糸条体３１は、生体内留置チューブステント１の孔１８に通され、該環の中に外筒部材３の孔３２よりも遠位側における外筒部材３の遠位端部の一部と、内筒部材２が配されることにより、外筒部材３と生体内留置チューブステント１が脱着可能に連結されている。これにより生体管腔内に留置した生体内留置チューブステント１を遠位側から近位側へ引き戻すことができるため、生体管腔の適切な位置に生体内留置チューブステント１を留置できる。なお、環の中に、生体内留置チューブステント１の孔１８よりも近位側における生体内留置チューブステント１の近位端部の一部は配されていない。
　外筒部材３を構成する樹脂材料としては、公知の樹脂を用いることができ、例えば、ナイロン等のポリアミド系樹脂；ポリエーテルポリアミド系樹脂；ポリイミド系樹脂；ポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）等のポリエステル系樹脂；ポリウレタン系樹脂；ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン系樹脂；ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、パーフルオロアルコキシアルカン（ＰＦＡ）、エチレンテトラフルオロエチレンコポリマー（ＥＴＦＥ）等のフッ素系樹脂；ポリ塩化ビニル系樹脂；シリコーン系樹脂；天然ゴム等が挙げられる。これらは１種のみを用いてもよいし、２種以上を併用してもよい。中でも、ポリアミド系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、フッ素系樹脂が好適に用いられる。
　外筒部材３は、単層構造であってもよいし、複層構造であってもよく、単層構造であることが好ましい。単層構造とすることにより、容易に製造できる。複層構造である場合、各層を構成する樹脂材料は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。
　外筒部材３は、近位端から遠位端まで１つのチューブであってもよいが、複数のチューブを接合したものであってもよい。複数のチューブで構成されていることにより、外筒部材３の長手方向において曲げ剛性を変えることができる。例えば、外筒部材３の遠位部を構成するチューブの材料の硬度を、外筒部材３の近位部を構成するチューブの材料の硬度よりも低くすることにより、遠位部は曲げ剛性が低く、近位部は曲げ剛性の高い外筒部材３とすることができる。外筒部材３の遠位部の曲げ剛性が低いことにより、ガイドワイヤへの追従性を高めることができる。外筒部材３の近位部の曲げ剛性が高いことにより、プッシャビリティを高めることができる。
　外筒部材３を構成する樹脂材料と、内筒部材２を構成する樹脂材料は、同じでもよいし、異なっていてもよい。外筒部材３の最大外径は、生体内留置チューブステント１を近位側から遠位側へ押し込める大きさであれば特に限定されず、生体内留置チューブステント１の最大外径より大きくてもよいし、同じであってもよいし、小さくてもよいが、同じであることがより好ましい。
　次に、本発明に係る医療用具を使用する方法について説明する。
　医療用具は、生体内留置チューブステント１の内腔壁に内筒部材２の遠位端２ａを突き当てる工程と、前記生体内留置チューブステント１の遠位端側からガイドワイヤ９を挿入し、該ガイドワイヤ９を前記内筒部材２の内腔に配する工程と、を含むことにより使用できる。内筒部材２の遠位端２ａを生体内留置チューブステント１の内腔壁に突き当てることにより、生体内留置チューブステント１に対して、遠位側への押し込む方向の力を作用させることができる。その結果、生体内留置チューブステント１および内筒部材２をガイドワイヤ９に沿って生体管腔内へ送達させることができる。
　内筒部材２の外周には、生体内留置チューブステント１の近位端よりも近位側に、該内筒部材２に対して長手方向に移動可能な外筒部材３が配されていることが好ましく、この場合の医療器具は、生体内留置チューブステント１および外筒部材３の内腔に内筒部材２を挿入する工程と、前記生体内留置チューブステント１の遠位端側からガイドワイヤ９を挿入し、該ガイドワイヤ９を前記内筒部材２の内腔に配置する工程と、を含むことにより使用できる。外筒部材３が近位側から遠位側へ押されることにより、生体内留置チューブステント１が近位側から遠位側へ押され、ガイドワイヤ９に沿って生体内留置チューブステント１を生体管腔内へ送達させることができる。なお、本使用方法では、内筒部材２と生体内留置チューブステント１は必ずしも当接した状態で使用される必要ではない。
　本願は、２０２３年２月１７日に出願された日本国特許出願第２０２３－０２３４７０号に基づく優先権の利益を主張するものである。上記日本国特許出願第２０２３－０２３４７０号の明細書の全内容が、本願に参考のため援用される。
　１　　　生体内留置チューブステント
　１ａ　　生体内留置チューブステントの遠位端
　１ｂ　　生体内留置チューブステントの遠位端から近位側に長手方向に３０ｍｍ離れた位置
　１ｃ　　生体内留置チューブステントの遠位端から近位側に長手方向に２０ｍｍ離れた位置
　２　　　内筒部材
　２ａ　　内筒部材の遠位端
　２ｂ　　内筒部材の遠位端から近位側に長手方向に４０ｃｍ離れた位置
　２ｃ　　内筒部材の遠位端から近位側に長手方向に１０ｍｍ離れた位置
　３　　　外筒部材
　９　　　ガイドワイヤ
　１１　　生体内留置チューブステントの外径が遠位端に向かって減少する縮径領域
　１２　　生体内留置チューブステントの内腔径が遠位端に向かって減少する縮径領域
　１３、１３ａ、１３ｂ　係止フラップ
　１４　　肉厚領域
　１６、１８、３２　孔
　１７　　Ｘ線不透過マーカー
　２１　　内筒部材の外径が遠位端に向かって減少する縮径領域
　２２　　内筒部材の内腔径が遠位端に向かって増大する拡径領域
　２３　　肉厚領域
　３１　　糸条体
　Ｓｄ１、Ｓｄ２　生体内留置チューブステントの内腔の内腔径
　Ｓｄ３　生体内留置チューブステントの最小内腔径
　Ｓｄ４　生体内留置チューブステントの内腔径
　ＳＤ１　生体内留置チューブステントの外径
　ＣＤ１　内筒部材の最大外径
　ＣＤ２　内筒部材の外径
　Ｐ、Ｑ　係止部
　ｙ　　　内筒部材の遠位端と生体内留置チューブステントの遠位端との長手方向における距離
 

Claims (21)

  1. 　遠位端と近位端とを有し、長手方向に延在する生体内留置チューブステントと、
    　前記生体内留置チューブステントの内腔に配され、近位側から遠位側へ長手方向に延在する内筒部材と、を有する医療用具であって、
    　前記内筒部材は、前記生体内留置チューブステントの内腔において長手方向に移動可能であるが前記生体内留置チューブステントの内腔壁への当接により前記内筒部材の遠位端部は前記生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可である医療用具。
  2. 　前記生体内留置チューブステントの内腔は、内腔径Ｓｄ１と、該内腔径Ｓｄ１よりも小さい内腔径Ｓｄ２を少なくとも有しており、長手方向における前記内腔径Ｓｄ２の位置は、前記内腔径Ｓｄ１の位置よりも遠位側である請求項１に記載の医療用具。
  3. 　前記生体内留置チューブステントの最小内腔径Ｓｄ３が、前記内筒部材の遠位端から、該遠位端から近位側に４０ｃｍ離れた位置までの区間における該内筒部材の最大外径ＣＤ１よりも小さい請求項１に記載の医療用具。
  4. 　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に、外径ＳＤ１が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する請求項１に記載の医療用具。
  5. 　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に、内腔径Ｓｄ４が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する請求項１に記載の医療用具。
  6. 　前記内腔径Ｓｄ４は、前記生体内留置チューブステントの遠位端において最小である請求項５に記載の医療用具。
  7. 　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの内側面に係止部Ｐを有しており、
    　前記内筒部材は、該内筒部材の外側面に係止部Ｑを有しており、
    　前記係止部Ｐと前記係止部Ｑは、接触可能に構成されており、
    　前記係止部Ｐと前記係止部Ｑの接触状態において、前記係止部Ｐは前記係止部Ｑよりも遠位側に配されている請求項１に記載の医療用具。
  8. 　前記生体内留置チューブステントは、長手方向に肉厚領域を有しており、該肉厚領域は、前記内筒部材の遠位端部における外周面に沿って配されている請求項１に記載の医療用具。
  9. 　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部および／または近位端部に、係止フラップを有する請求項１に記載の医療用具。
  10. 　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの遠位端部に外側と内側を連通する孔を有する請求項１に記載の医療用具。
  11. 　前記孔は、前記生体内留置チューブステントの遠位側から近位側に向かって延在している請求項１０に記載の医療用具。
  12. 　前記生体内留置チューブステントは、胆管内または膵管内に留置されるプラスチックチューブステントである請求項１に記載の医療用具。
  13. 　前記生体内留置チューブステントは、直線状である請求項１に記載の医療用具。
  14. 　前記生体内留置チューブステントは、円弧状に湾曲している円弧部を有する請求項１に記載の医療用具。
  15. 　前記生体内留置チューブステントの内腔および前記内筒部材の内腔にガイドワイヤが配される請求項１に記載の医療用具。
  16. 　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、外径ＣＤ２が遠位端に向かって減少する縮径領域を有する請求項１に記載の医療用具。
  17. 　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、内腔径Ｃｄ１が遠位端に向かって増大する拡径領域を有する請求項１に記載の医療用具。
  18. 　前記内筒部材は、該内筒部材の遠位端部に、肉厚領域を有する請求項１に記載の医療用具。
  19. 　前記内筒部材の遠位端は前記生体内留置チューブステントの遠位端よりも遠位側へ移動不可である請求項１に記載の医療用具。
  20. 　前記内筒部材の外周には、前記生体内留置チューブステントの近位端よりも近位側に、該内筒部材に対して長手方向に移動可能な外筒部材が配されており、
    　前記外筒部材と前記生体内留置チューブステントは、連結手段を介して脱着可能に連結されている請求項１に記載の医療用具。
  21. 　前記連結手段は、糸条体であり、
    　前記外筒部材は、該外筒部材の遠位端部に外側と内側を連通する孔を有しており、
    　前記生体内留置チューブステントは、該生体内留置チューブステントの近位端部に外側と内側を連通する孔を有しており、
    　前記糸条体が、両方の孔に通されることにより、前記外筒部材と前記生体内留置チューブステントが脱着可能に連結されている請求項２０に記載の医療用具。
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5322501A (en) * 1992-10-02 1994-06-21 Mahmud Durrani Ayaz Continent urethral stent for treating and preventing urethral stricture after surgery
JPH0999058A (ja) * 1995-07-10 1997-04-15 Devonec Marian 分離式カテーテル
JP2002527140A (ja) * 1998-10-15 2002-08-27 サイムド ライフ システムズ， インコーポレイテッド 尿うっ滞の処置
JP2004509653A (ja) * 2000-02-03 2004-04-02 ボストン・サイエンティフィック・リミテッド 排出を容易とするステント
JP2008541821A (ja) * 2005-05-23 2008-11-27 デボネ、マリアン 前立腺ステントおよびこれを備える取り外し可能なカテーテル装置
JP2021037079A (ja) * 2019-09-03 2021-03-11 シルックス株式会社 チューブステントデリバリーシステム

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5322501A (en) * 1992-10-02 1994-06-21 Mahmud Durrani Ayaz Continent urethral stent for treating and preventing urethral stricture after surgery
JPH0999058A (ja) * 1995-07-10 1997-04-15 Devonec Marian 分離式カテーテル
JP2002527140A (ja) * 1998-10-15 2002-08-27 サイムド ライフ システムズ， インコーポレイテッド 尿うっ滞の処置
JP2004509653A (ja) * 2000-02-03 2004-04-02 ボストン・サイエンティフィック・リミテッド 排出を容易とするステント
JP2008541821A (ja) * 2005-05-23 2008-11-27 デボネ、マリアン 前立腺ステントおよびこれを備える取り外し可能なカテーテル装置
JP2021037079A (ja) * 2019-09-03 2021-03-11 シルックス株式会社 チューブステントデリバリーシステム

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