高柔軟性支架的制作方法

本申請是中國申請號為201480032461.5的發明專利申請的分案申請，原案申請的發明名稱為“高柔軟性支架”，申請日為2014年8月15日。

本發明涉及一種為了擴張管腔而置入到生物體的管腔構造內的高柔軟性支架。

背景技術：

在血管、氣管、腸等具有管腔構造的生物體器官中，在它們產生狹窄癥的情況下，為了通過擴張狹窄部內腔來確保病變部位的暢通性而使用網狀圓筒形的支架。這些生物體器官在多數情況下在局部具有彎曲、錐形構造(即，內腔截面直徑在軸線方向上局部性地不同的管狀構造)。期望有一種能夠靈活地應對這樣的復雜的血管構造的形狀順應性(conformability)高的支架。此外，近年來支架也應用于腦血管治療。腦血管系統在生物體的管狀器官中具有特別復雜的構造。在腦血管系統中，存在許多彎曲的部位、具有錐形構造的部位。因此支架需要特別高的形狀順應性。

為了實現形狀順應性高的支架，重要的是支架的長尺寸軸線方向(中心軸線方向)和徑向(與長尺寸軸線垂直的方向)上的2種力學柔軟性。在此，長尺寸軸線方向上的柔軟性意味著相對于沿著長尺寸軸線的彎曲的剛性或者彎曲的容易度。徑向上的柔軟性意味著相對于與長尺寸軸線垂直的方向上的縮張的剛性或者縮張的容易度。長尺寸軸線方向上的力學柔軟性是對于使支架沿著長尺寸軸線靈活地彎曲來順應生物體的管狀器官的彎曲部位所必要的特性。徑向上的柔軟性是對于使支架的半徑根據生物體的管狀器官的管腔構造的外壁的形狀靈活地變化而使支架緊貼于管腔構造的外壁所必要的特性。特別是，關于后者即徑向上的柔軟性，不僅需要降低支架的剛性，而且考慮到支架要置入到具有錐形構造的生物體器官內，還需要如下特性，即，相對于具有錐形構造的部位處的局部的內腔截面直徑的變化，支架的擴張力不會大幅變化。

支架的構造通常可大體分為開放單元型和閉合單元型2種。開放單元構造的支架在其長尺寸軸線方向上發揮非常柔軟的力學特性，因此形狀順應性高，作為置入到彎曲的管狀器官的支架的構造是有效的。但是，這種開放單元構造的支架在彎曲時支架的支撐單元的一部分有可能呈喇叭狀向支架的徑向外側飛出，因此在置入了支架時存在損傷血管等生物體的管狀器官的組織的危險性。另一方面，作為閉合單元構造的支架，有能夠部分實現對于開放單元構造的支架而言是困難的在手術過程中對支架進行再置入的閉合單元構造的支架、能夠完全實現在手術過程中對支架進行再置入的閉合單元構造的支架。

雖然這樣的閉合單元構造的支架沒有像開放單元構造的支架那樣支架的支撐單元向支架的徑向外側飛出的危險，但是在其構造上存在柔軟性不足的傾向。因此，當將閉合單元構造的支架應用于彎曲的管狀器官時，有支架屈曲而阻礙管狀器官內的血液等液體的流動的危險性。進而，閉合單元構造的支架在構造上與開放單元構造的支架相比縮徑性差，因此不能應對支架向2mm左右的小直徑的管狀器官的置入，存在損傷生物體組織的危險性。

為了解決這樣的問題，作為在是閉合單元構造的支架的同時發揮高柔軟性的技術，設計了螺旋狀的支架(例如，參照專利文獻1)。專利文獻1的支架包括在展開狀態下具有波浪線狀圖案的螺旋狀的環狀體和連接相鄰的環狀體的線圈狀元件。

現有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：日本特表2010-535075號公報。

技術實現要素：

發明要解決的課題

可是，例如在將支架置入到股淺動脈后，會由于大腿部的內旋和外旋的動作而引起血管的內旋和外旋。由此，血管內的支架也會向內旋方向和外旋方向扭轉。但是，在專利文獻1中，支架的形變方式根據支架扭轉的方向而不同，因此，例如由血管的內旋和外旋造成的支架的扭轉形變會變得不均勻。因此，在左右的血管中支架對血管壁的負荷存在差異。特別是，左右腿的內旋和外旋的比例存在個體差異，因此，例如對于兩腿的內旋動作的頻度高的患者而言，在支架是順應右腿的內旋的支架的情況下，支架將不能很好地順應左腿的內旋。由此，在左右腿中支架對血管壁的負荷會不同，因此盡管用相同的支架進行治療，可是在左右腿中置入支架后引起并發癥的比例仍會不同。

此外，即使對一條腿例如右腿而言，也像上述那樣存在內旋和外旋，因此順應內旋的支架不能很好地順應外旋。根據上述的問題，會產生下述的臨床問題。

(1)支架受到反復的扭轉負荷而斷裂的風險加劇。

(2)血管壁局部性地反復受到來自支架的集中應力，血管壁損傷的風險加劇。

在專利文獻1的支架中，線圈狀元件能夠近似地認為是卷簧構造的一部分。此外，當該支架受到扭轉負荷時，形變會集中在線圈狀元件。因此，能夠通過考慮線圈狀元件的彈簧構造的扭轉形變來預測該支架的扭轉形變的響應。

在此，用圖18的(b)、(c)、(e)及(f)示出在將專利文獻1的支架的展開狀態的線圈狀元件作為左纏繞的彈簧構造的一部分來考慮形變的情況下的扭轉形變行為。如圖18的(b)和(e)所示，當對左纏繞的卷簧施加相同纏繞方向(左纏繞)的扭轉時，力作用為使其相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被拉伸。因此，如圖18的(c)和(f)所示，彈簧線以在其圓周方向上纏繞的方式形變，示出在徑向上縮徑的行為。另一方面，在施加反向纏繞(右纏繞)的扭轉的情況下，力作用為使其相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被壓縮。因此，如圖18的(a)和(d)所示，該彈簧線產生像在其圓周方向上被拉開那樣的形變，結果示出在徑向上外徑擴大的行為。

專利文獻1的支架由彈簧體構成，因此在受到左右的扭轉的情況下，會表現出與前述的卷簧的扭轉形變相似的行為。由于該形變行為對于左右的扭轉形變在支架的徑向上的形變量上產生大的差異，所以對血管壁的負荷會改變。因此如上所述，即使用相同的支架進行治療，治療效果也有可能根據治療對象部位、個體差異而不同。

因而，本發明的目的在于，提供一種高柔軟性支架，其能夠抑制相對于扭轉負荷的支架的徑向上的形變量。

用于解決課題的方案

本發明涉及一種高柔軟性支架，包括：多個波浪線狀圖案體，具有波浪線狀圖案且排列配置在軸線方向上；以及多個線圈狀元件，配置在相鄰的所述波浪線狀圖案體之間，繞軸線呈螺旋狀延伸，相鄰的所述波浪線狀圖案體的所述波浪線狀圖案的相向側的頂部全部通過所述線圈狀元件相互連接，其中，在與軸線方向垂直的徑向上觀察時，所述波浪線狀圖案體的環方向相對于所述徑向傾斜，相對于所述波浪線狀圖案體位于軸線方向上的一側的所述線圈狀元件的一方的纏繞方向與位于軸線方向上的另一側的所述線圈狀元件的另一方的纏繞方向相反。

所述波浪線狀圖案體的環方向相對于所述徑向傾斜的角度可以是30度～60度。

所述波浪線狀圖案體可以在周向上連接有多個在頂部連接了2個腿部的大致v字形的波浪形元件而形成環狀體，所述線圈狀元件的一方的長度比所述腿部的長度長，所述線圈狀元件的另一方的長度比所述腿部的長度短。

所述線圈狀元件的一方的長度可以是所述腿部的長度的1.5倍以下。

所述波浪線狀圖案體也可以具有如下形狀，即，在周向上不連續，未形成環狀體，與形成環狀體的所述波浪線狀圖案體相比，除去了1根或多根構成所述波浪線狀圖案體的支撐單元。

截面形狀可以是大致三角形。

發明效果

根據本發明，能夠提供一種高柔軟性支架，其能夠抑制相對于扭轉負荷的支架的徑向上的形變量。

附圖說明

圖1是無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架的立體圖。

圖2是將無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖3是圖2所示的支架的局部放大圖。

圖4是圖3所示的支架的局部放大圖。

圖5是示出在支架縮徑時在支架的環狀體的波浪形元件的頂部產生形變的說明圖。

圖6a是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部未設置狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。

圖6b是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部未設置狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。

圖7a是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部設置有狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。

圖7b是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部設置有狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。

圖8是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第1方式的局部放大圖。

圖9是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第2方式的局部放大圖。

圖10是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第3方式的局部放大圖。

圖11的(a)是支架的截面的中心軸和血管的側視圖，(b)是中心軸沒有偏移的支架的截面的示意圖，(c)是中心軸存在偏移的支架的截面的示意圖。

圖12是示出貼壁不良的示意圖。

圖13是無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架的展開圖的示意圖。

圖14是示出將圖13所示的支架彎曲時的線圈狀元件和矩心的行為的示意圖。

圖15是示出被彎曲的支架的截面的矩心的行為的示意圖。

圖16是示出圖13所示的支架在受到右纏繞的扭轉的情況下的行為的示意圖。

圖17是示出圖13所示的支架在受到左纏繞的扭轉的情況下的行為的示意圖。

圖18是示出將支架的線圈狀元件作為左纏繞的彈簧構造的一部分來考慮形變的情況下的扭轉形變行為的示意圖。

圖19是環狀體的環方向相對于徑向未傾斜的現有技術的支架的展開圖。

圖20是示出圖19所示的支架受到彎曲形變后的狀態的展開圖。

圖21是將本發明的第2實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖22是將本發明的第2實施方式的第1變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖23是將本發明的第2實施方式的第2變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖24是將本發明的第2實施方式的第3變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖25是將本發明的第2實施方式的第4變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖26是將本發明的第2實施方式的第5變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖27是將本發明的第2實施方式的第6變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖28是將本發明的第2實施方式的第7變形例的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖29是將本發明的第3實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖30是將本發明的第4實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖31是將本發明的第5實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖32的(a)～(d)是示出本發明的高柔軟性支架從導管被推出而展開的行為的圖。

圖33是示出本發明的高柔軟性支架捕獲血栓的狀態的圖。

圖34是本發明的第6實施方式的高柔軟性支架的立體圖。

圖35是在軸線方向上觀察圖34所示的高柔軟性支架的圖。

圖36是將本發明的第7實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。

圖37是示出線圈狀元件的各種變形例的展開圖。

圖38是示出線圈狀元件與環狀體的頂部的連接部的形狀的變形例的圖(圖4的對應圖)。

圖39是示出本發明的高柔軟性支架與導絲的連接部分的截面圖。

圖40是示出本發明的高柔軟性支架的頂端部的截面圖。

具體實施方式

以下，參照附圖對本發明的高柔軟性支架的第1實施方式進行說明。首先，參照圖1至圖3對本發明的第1實施方式的高柔軟性支架11的整個結構進行說明。圖1是無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架的立體圖。圖2是將無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架假想地展開為平面而示出的展開圖。圖3是圖2所示的支架的局部放大圖。

如圖1所示，支架11是大致圓筒形狀。支架11的周壁具有在周向上鋪滿由絲狀的材料圍成的具有全等的形狀的多個閉合單元的網狀圖案的構造。在圖2中，為了容易理解支架11的構造，支架11以展開為平面的狀態示出。此外，在圖2中，為了示出網狀圖案的周期性，以假想地重復了比實際的展開狀態更多的網狀圖案的形式示出。在本說明書中，支架11的周壁意味著將支架11的大致圓筒構造的圓筒的內部與外部隔開的部分。此外，單元也稱為開口或者隔室，是指由形成支架11的網狀圖案的絲狀的材料圍成的部分。

支架11由不銹鋼或鉭、鉑、金、鈷、鈦或者它們的合金這樣的具有生物體相容性的材料形成。支架11特別優選由鎳鈦合金這樣的具有超彈性特性的材料形成。

支架11包括：排列配置在長尺寸軸線方向(即，中心軸線方向)ld上的作為波浪線狀圖案體的多個環狀體13；以及在長尺寸軸線方向ld上相鄰的環狀體13之間配置的多個線圈狀元件15。如圖3所示，環狀體13具有在周向上連接多個大致v字形的波浪形元件17而形成的波浪線狀圖案，該波浪形元件17在頂部17b連接了兩個腿部17a。具體而言，以將頂部17b交替地配置在相反側的狀態連接大致v字形的波浪形元件17。

在與軸線方向ld垂直的徑向rd上觀察時，環狀體13的環方向cd相對于徑向rd傾斜。環狀體13的環方向cd相對于徑向rd傾斜的角度θ是例如30度～60度。

各線圈狀元件15的兩端部分別與相鄰的兩個環狀體13的相向側的頂部17b連接。另外，相鄰的環狀體13的相向側的頂部17b全部通過線圈狀元件15相互連接。支架11具有所謂的閉合單元構造。即，在相鄰的環狀體13的一方的環狀體13中沿著波浪線狀圖案通過腿部17a相互連接的三個頂部17b中的沿著波浪線狀圖案位于相鄰位置的兩個頂部17b，分別通過線圈狀元件15與在相鄰的環狀體13的另一方的環狀體13中沿著波浪線狀圖案通過腿部17a相互連接的三個頂部中的沿著波浪線狀圖案位于相鄰位置的兩個頂部連接，從而形成單元。而且，各環狀體13的波浪線狀圖案的所有頂部17b均被三個單元所共有。

多個線圈狀元件15沿著環狀體13的環方向cd以等間隔配置。各線圈狀元件15繞中心軸線呈螺旋狀延伸。如圖3所示，相對于環狀體13位于軸線方向ld上的一側的線圈狀元件的一方15(15r)的纏繞方向(右纏繞)與位于軸線方向ld上的另一側的線圈狀元件的另一方15(15l)的纏繞方向(左纏繞)相反。線圈狀元件的一方15r的長度比腿部17a的長度長，是腿部17a的長度的1.5倍以下。線圈狀元件的另一方15l的長度比腿部17a的長度短。

圖4是圖3所示的支架的局部放大圖。圖5是示出在支架縮徑時在支架的環狀體的波浪形元件的頂部產生形變的說明圖。圖6a是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部未設置狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。圖6b是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部未設置狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。圖7a是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部設置有狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。圖7b是示出在支架的環狀體的波浪形元件的頂部設置有狹縫的情況下進行縮徑時的波浪形元件的形變狀態的示意圖。

如圖4和圖5所示，在波浪形元件17的頂部17b形成有瘤狀部19。瘤狀部19包括在長尺寸軸線方向ld上呈直線狀延伸的延長部分19a和形成在其頂端的大致半圓形部分(頂端部分)19b。延長部分19a具有比線圈狀元件15的寬度大的寬度。進而，在波浪形元件17的頂部17b形成有從內側周緣部(圖4中的大致v字形的波浪形元件17的左側的谷部側)起在長尺寸軸線方向ld上延伸的狹縫21。因此，兩個腿部17a經由在長尺寸軸線方向ld上大體平行地延伸的直線部分與延長部分19a中的未設置狹縫21的區域和瘤狀部19的大致半圓形部分19b連接。另外，頂端部分19b優選為呈大致半圓形的大致半圓形部分，但是也可以不是大致半圓形(未圖示)。

在各線圈狀元件15的兩端部形成有彎曲部15a。各線圈狀元件15的兩端部分別經由彎曲部15a與相鄰的兩個環狀體13的相向側的頂部17b(具體地說是其瘤狀部19)連接。如圖4所示，線圈狀元件15的兩端部的彎曲部15a具有圓弧形狀。線圈狀元件15與環狀體13的波浪線狀圖案的頂部17b的連接端處的線圈狀元件15的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致。

線圈狀元件15的端部的寬度方向上的中心與環狀體13的頂部17b的頂點(寬度方向上的中心)錯開(不一致)。線圈狀元件15的端部的寬度方向上的一個端緣與環狀體13的頂部17b的寬度方向上的端緣一致。

支架11具有如上所述的構造，由此實現優秀的形狀順應性、縮徑性，并且不易產生金屬疲勞造成的支架的破損。設置在支架11的環狀體13的波浪形元件17的頂部17b的瘤狀部19實現減輕金屬疲勞的效果。從支架11的環狀體13的波浪形元件17的頂部17b的內側周緣起延伸的狹縫21實現提高支架11的縮徑性的效果。

現有技術的閉合單元構造的支架在構造上缺乏柔軟性，因此有在彎曲血管中產生屈曲而導致阻礙血液流動的危險性。此外，當支架局部性地產生形變時，該形變的影響不僅在支架的徑向rd上傳播，而且在長尺寸軸線方向ld上傳播，從而支架不能局部性地、獨立地形變。因此，支架不能順應動脈瘤那樣的復雜的血管構造，會在支架的周壁與血管壁之間產生間隙，支架會由于伴隨著血管的脈動的形變而容易在血管內腔中滑動，有可能產生置入后的支架的移動(轉移)。

相對于此，本實施方式的支架11在從擴張狀態形變為縮徑狀態(卷曲狀態)時，環狀體13的波浪線狀圖案像被折疊的那樣變為壓縮的狀態，并且線圈狀元件15變成像螺旋彈簧那樣躺在長尺寸軸線方向ld上而在長尺寸軸線方向ld上被拉伸的狀態。當取出支架11的環狀體13的波浪線狀圖案的波浪形元件17中的一個進行考慮時，如圖5所示，波浪形元件17在支架11的縮徑和擴張時會像鑷子的開合那樣進行形變。

在像圖6a所示的那樣在波浪形元件17的根部的谷側部分(頂部17b的內側周緣部)未設置狹縫21的情況下，如果在使支架11縮徑時使波浪形元件17以關閉的方式形變，則如圖6b所示，腿部17a的中央部容易形變而向外膨脹為桶狀。如果波浪形元件17像這樣形變而膨脹為桶狀，則在使支架11縮徑時，在環狀體13中在周向上相鄰的波浪形元件17的腿部17a的膨脹為桶狀的部分會彼此接觸。

該接觸會妨礙支架11(特別是其環狀體13)縮徑而成為降低縮徑率的主要原因。相對于此，在本實施方式的支架11中，如圖7a所示，在環狀體13的波浪形元件17的根部部分設置有狹縫21。因此，在使支架11縮徑時，支架11會像圖7b所示的那樣產生形變，在環狀體13中在周向上相鄰的波浪形元件17的腿部17a彼此變得難以接觸，能夠提高縮徑率。

如上所述，波浪形元件17在支架11的縮徑和擴張時會如圖5所示地像鑷子的開合那樣形變。因此，在支架11的卷曲和擴張時，形變會集中在頂部而在該部分集中地產生由材料形變造成的應變。因此，在反復進行支架11的縮徑和擴張的情況下、在伴隨著由血管內的血液流動、血管壁的脈動造成的形變而使支架11反復受到負荷的情況下，在波浪形元件17的頂部17b容易產生過度的金屬疲勞。因此，在支架11中，為了降低產生金屬疲勞的風險，對頂部17b的形狀加以改良，使得在頂部17b產生的應變減小。

在支架11的縮徑和擴張時，波浪形元件17以根部的谷側部分(內側周緣部)為中心進行開合，因此波浪形元件17的頂部17b的應變在頂部17b的區域中的外側周緣部(在圖5中用兩端帶箭頭的曲線表示的頂部17b的外側)產生得特別多。在此，當將形變前的長度設為l0、將形變量設為u時，應變e可由下式表示。

e＝u/l0

因此，為了降低支架11的頂部17b產生金屬疲勞的風險，只要減小在支架11的縮徑和擴張時產生的頂部17b的應變即可。

圖8是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第1方式的局部放大圖。圖9是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第2方式的局部放大圖。圖10是示出支架的環狀體的波浪形元件的頂部的第3方式的局部放大圖。

如果設縮徑時產生相同的量的形變量u，則能夠通過增大相當于l0的長度來減小在頂部17b產生的應變。此外，波浪形元件17的形變以波浪形元件17的根部的谷側部分(內側周緣部)為中心來進行，實質上對形變有貢獻的是波浪形元件17的頂部17b的峰側部分(在圖8～圖10的上部中用兩側箭頭示出的范圍)，特別是其外側周緣部分。因此，如圖8至圖10所示，在支架11中，通過在頂部17b形成瘤狀部19，從而使頂部17b在長尺寸軸線方向ld上延長，所述瘤狀部19包括延長部分19a和大致半圓形部分19b，且具有比線圈狀元件15的寬度大的寬度。

具體地說，在波浪形元件17的腿部17a與形成其頂部17b的大致半圓形部分19b之間設置有在長尺寸軸線方向ld上延伸的延長部分19a，使頂部17b從成為形變基點的波浪形元件17的根部的谷側部分(內側周緣部)朝向外側偏移。由此，加長頂部17b的外側周緣部分。為了防止在縮徑時在周向上相鄰的瘤狀部19彼此接觸而成為妨礙縮徑的主要原因，如圖8至圖10所示，延長部分19a優選由在長尺寸軸線方向ld上延伸的直線部分形成。

另外，在波浪形元件17的頂部17b形成有從頂部17b的內側周緣部延伸的狹縫21的情況下，如圖7a和圖7b所示，波浪形元件17的形變以狹縫21的頂端(圖8至圖10中的狹縫21的上端)為中心來進行。參與與卷曲和擴張相伴的形變的主要的部分變成在波浪形元件17中位于狹縫21的頂端的外側的部分。因此，相比像圖8所示的那樣延長部分19a的長度與狹縫21的長度相同或者比狹縫21的長度短的方式，優選像圖9所示的那樣設為延長部分19a的長度比狹縫21的長度長且延長部分19a超過狹縫21的頂端延伸的方式。

如圖8和圖9所示，狹縫21的相向的側緣是大體平行地延伸的直線狀。另外，如圖10所示，狹縫21的相向的側緣也可以不是大體平行地延伸(例如，也可以朝向腿部17a稍稍擴張)。此外，狹縫21的相向的側緣也可以不是直線狀(未圖示)。

進而，在用鎳鈦合金這樣的超彈性合金來形成支架11的情況下，如圖9所示，能夠構成為在支架11的環狀體13的波浪形元件17的頂部17b設置有瘤狀部19且瘤狀部19的延長部分19a的長度超過狹縫21的長度。由此，能夠最大限度地發揮超彈性合金的超彈性特性，從而抑制相對于支架11的外徑變化的擴張力的變化。

在支架11的環狀體13的波浪形元件17的頂部17b設置有狹縫21的情況下，通過構成為設置在頂部17b的瘤狀部19的延長部分19a的長度超過狹縫21的長度，從而在施加負荷時在狹縫21的周邊部相變為馬氏體相的體積比率會提高。因此，通過構成為支架11具有如圖9所示的具有頂部17b的波浪形元件17，從而相對于支架11的直徑的變化的擴張力的變化緩慢，能夠實現在不同的血管直徑下擴張力的變化也少的支架11。

設置在支架11的線圈狀元件15的兩端部的彎曲部15a使得與環狀體13的連接部處的線圈狀元件15的形變更加順利，實現提高支架11的縮徑性的效果。

在使支架11縮徑時，線圈狀元件15以在長尺寸軸線方向ld上被拉伸的方式產生形變。因此，為了提高支架11的柔軟性，需要設計成環狀體13的頂部17b與線圈狀元件15的連接部分變得柔軟。在支架11中，在線圈狀元件15的兩端部設置有具有圓弧形狀的彎曲部15a，經由彎曲部15a連接環狀體13的頂部17b和線圈狀元件15。在支架11縮徑時，彎曲部15a受到彎曲而形變，由此能夠使線圈狀元件15柔軟地形變，提高縮徑性。

此外，線圈狀元件15與環狀體13的頂部17b連接的連接端處的彎曲部15a的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致，這一結構實現如下效果，即，使得與支架11的縮徑和擴張相伴的形變變得容易，并且使相對于支架11的直徑的變化的擴張力的變化緩慢。

線圈狀元件15通過像螺旋彈簧那樣形變而在長尺寸軸線方向ld上伸長，從而能夠進行與支架11的縮徑相伴的在徑向rd上的形變。因此，通過使環狀體13與線圈狀元件15連接的連接端處的彎曲部15a的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致，從而能夠有效地發揮線圈狀元件15在長尺寸軸線方向ld上的形變特性。線圈狀元件15能夠在長尺寸軸線方向ld上順利地形變的結果是，支架11的縮徑和擴張變得容易。此外，通過促進線圈狀元件15在長尺寸軸線方向ld上的自然的形變，從而能夠防止產生預想不到的形變阻抗，實現相對于支架11的直徑的變化的擴張力的響應變得緩慢的效果。

支架11以縮徑的狀態被插入到導管內，用推進器等壓出機推動而在導管內移動，在病變部位展開。此時，由壓出機賦予的長尺寸軸線方向ld上的力一邊在支架11的環狀體13和線圈狀元件15之間產生相互作用一邊傳遞到整個支架11。

上述構造的支架11例如通過對生物體相容性材料進行激光加工來制作，特別優選對由超彈性合金形成的管材進行激光加工來制作。在用超彈性合金管材進行制作的情況下，為了降低成本，優選在對2～3mm左右的管材進行激光加工后使其擴張至所需的直徑，并對管材實施形狀記憶處理，由此制作支架11。然而，支架11的制作不限定于通過激光加工來進行制作，也能夠通過例如切削加工等其它方法來制作。

接著，對“在與軸線方向ld垂直的徑向rd上觀察時，環狀體13的環方向cd相對于徑向rd傾斜”這一結構的作用效果進行說明。首先，對在徑向rd上觀察時環狀體13的環方向cd沿著徑向rd(相對于徑向rd未傾斜)的構造的支架11進行說明。

在圖11中，(a)是支架的截面的中心軸和血管的側視圖。(b)是中心軸沒有偏移的支架的截面的示意圖。(c)是中心軸存在偏移的支架的截面的示意圖。圖12是示出貼壁不良的示意圖。圖13是無負荷狀態的本發明的第1實施方式的高柔軟性支架的展開圖的示意圖。圖14是示出將圖13所示的支架彎曲時的線圈狀元件和矩心的行為的示意圖。圖15是示出被彎曲的支架的截面的矩心的行為的示意圖。圖16是示出圖13所示的支架在受到右纏繞的扭轉的情況下的行為的示意圖。圖17是示出圖13所示的支架在受到左纏繞的扭轉的情況下的行為的示意圖。圖18是示出在將支架的線圈狀元件作為左纏繞的彈簧構造的一部分來考慮形變的情況下的扭轉形變行為的示意圖。圖19是環狀體的環方向相對于徑向未傾斜的現有技術的支架的展開圖。圖20是示出圖19所示的支架受到彎曲形變后的狀態的展開圖。

環狀體13的環方向cd相對于徑向rd未傾斜的構造的支架110(參照圖19)在顱內的彎曲得厲害的血管中會如圖11所示，支架11(110)的截面的中心軸cl容易偏移。另外，在各圖中，實線表示血管壁bv，單點劃線表示支架11(110)的中心軸cl，虛線表示支架11(110)的截面。

在圖19中，用黑色實心圓表示環狀體13的截面的矩心的位置。將連結各環狀體13的截面的矩心(黑色實心圓)的線設為支架110的中心軸cl。將各環狀體13從附圖左側起設為(a)、(b)、(c)。將與相鄰的環狀體13、13連接的線圈狀元件15從附圖左側起設為[a’]、[b’]。當上述的支架110受到彎曲負荷時，支架110的背側部分示出像在軸線方向ld上被拉伸的那樣的形變行為。

在圖20中，當支架110受到彎曲時，環狀體13(b)在圓周方向上移動。這是因為，通過將環狀體13(a)與環狀體13(b)之間或者環狀體13(b)與環狀體13(c)之間連接起來的線圈狀元件15被拉伸，從而使環狀體13(b)向空心箭頭的方向移動。由此，形變前的矩心(中空圓)在形變后移動到黑色實心圓處。此時，如圖20所示，連結形變后的各環狀體13(a)、13(b)、13(c)中的用黑色實心圓表示的矩心的中心軸cl變成之字形。這將成為在支架110被彎曲時矩心移動到從血管的截面中心偏移的地點的原因。此時，當支架的截面的矩心從血管的截面的中心偏移時，支架的支撐單元會從血管壁bv浮起(產生貼壁不良)。

如果在使支架11彎曲時支架11的截面的矩心偏移，支架11對血管壁bv的緊貼性就會降低而產生貼壁不良(參照圖12)。支架11的截面的矩心偏移是由于力朝向圓周方向傳遞而產生的。貼壁不良是指像圖12那樣支架11的支撐單元從血管壁bv浮起(分離)。

在支架11與血管壁bv之間出現血液流動淤塞，從那里生成血栓。由此，該血栓在支架11的內腔過度地生成(支架內再狹窄)或者該血栓流動到支架11的末端，從而容易產生引起血管阻塞等問題。(backgroundincidenceoflatemalappositionafterbare-metalstentimplantation等)。此外，由于支架11的應力分布局部性地不同，所以血管壁的損傷等風險也會變高。

如圖13和圖14所示，當線圈狀元件15[b’]在圓周方向的(a)方向上被拉伸時，為了校正(a)方向上的拉伸，環狀體13(a)欲使環狀體13(b)在(b)方向上形變。因此，結果如圖15所示，矩心還會在軸線方向ld上移動(從黑色實心圓向中空圓移動)，因此能夠減輕由矩心的偏移造成的貼壁不良。

相對于此，在本實施方式的支架11中，具有波浪線狀圖案的環狀體13能夠在周向上容易地形變，因此支架11能夠靈活地應對徑向rd上的收縮、擴張。此外，連接相鄰的環狀體13、13的線圈狀元件15繞中心軸線呈螺旋狀延伸，像螺旋彈簧那樣形變。因此，在支架11被彎曲時，線圈狀元件15在彎曲部的外側伸長，并且線圈狀元件15在彎曲部的內側收縮。由此，作為支架11整體能夠在長尺寸軸線方向ld上進行靈活的彎曲形變。

進而，局部地施加于支架11的外力、形變通過波浪線狀圖案的環狀體13在徑向rd上傳遞，并且通過線圈狀元件15在周向上傳遞。因此，環狀體13和線圈狀元件15能夠在各部位大體上獨立地進行形變。由此，支架11即使在應用于腦動脈瘤那樣的特殊的血管的病變部位的情況下，也能夠順應病變部位的血管構造而進行置入。例如，在將支架11置入到腦動脈瘤的部位的情況下，將波浪線狀圖案的環狀體13配置在瘤的變細部分。由此，環狀體13在徑向rd上擴張而突出到瘤的空間內，能夠穩定地將支架11固定在該部位。

進而，線圈狀元件15沿著血管壁的形狀與瘤的變細部分周邊的血管壁接觸，實現類似錨栓的作用。因此，還可減輕支架11移動的風險。進而，因為支架11具有閉合單元構造，所以即使在應用于彎曲部位的情況下，也能夠減輕支架11的支撐單元呈喇叭狀向外側突出而損傷血管壁或者支架11的支撐單元阻礙血液流動的風險。

此外，如圖16所示，支架11在受到左纏繞的扭轉的情況下，力作用為使線圈狀元件15[a’]相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被拉伸。因此，彈簧線以在圖16的(d)方向上(即，在其圓周方向上)纏繞的方式形變，示出在徑向rd上縮徑的行為。但是，在線圈狀元件的另一方15[b’]中，力作用為使其相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被壓縮。因此，該彈簧線產生在圖16的(e)方向上(即，在其圓周方向上)被拉開那樣的形變，結果示出在徑向rd上外徑擴大的行為。其結果是，各單元中的線圈狀元件的一方15[a’]、線圈狀元件的另一方15[b’]的形變互相抵消，因此可抑制整個支架11中的線圈狀元件15在徑向rd上的形變量。

另一方面，如圖17所示，支架11在受到右纏繞的扭轉的情況下，力作用為使線圈狀元件的另一方15[b’]相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被拉伸。因此，彈簧線以在圖17的(f)方向上(即，在其圓周方向上)纏繞的方式形變，從而示出在徑向rd上縮徑的行為。但是，在線圈狀元件的一方15[a’]中，力作用為使其相對于彈簧的彈簧線截面在其垂直方向上被壓縮。因此，該彈簧線產生在圖17的(g)方向上(即，在其圓周方向上)被拉開的那樣的形變，結果在徑向rd上外徑擴大的行為。其結果是，線圈狀元件的一方15[a’]的形變與線圈狀元件的另一方15[b’]的形變互相抵消，因此可抑制整個支架11中的線圈狀元件15在徑向rd上的形變量。

像這樣，通過導入纏繞方向彼此相反的線圈狀元件15r、15l(15[a’]、15[b’])，從而能夠對左右的扭轉形變減輕徑向rd上的形變量的差。

此外，在本實施方式中，線圈狀元件15的長度比腿部17a的長度短或長的不多。因此，與線圈狀元件15的長度遠長于腿部17a的長度的情況相比，在向與線圈狀元件15的纏繞方向相反的方向扭轉時整個支架11不易膨脹，難以產生貼壁不良。此外，因為在支架11中沒有徑向rd的力的作用的部分少，所以在支架11中關于徑向rd上的力的分布，難以產生局部性地高的單元和局部性地大致為零(0)的部分。

關于支架的材料，優選材料本身的剛性高且生物體相容性高的材料。作為這樣的材料，可舉出鈦、鎳、不銹鋼、鉑、金、銀、銅、鐵、鉻、鈷、鋁、鉬、錳、鉭、鎢、鈮、鎂和鈣或包含它們的合金。此外，作為這樣的材料，還能夠使用pe、pp等聚烯烴、聚酰胺、聚氯乙烯、聚苯硫醚、聚碳酸酯、聚醚、聚甲基丙烯酸甲酯等合成樹脂材料。進而，作為這樣的材料，還能夠使用聚乳酸(pla)、聚羥基丁酸酯(phb)、聚羥基乙酸(pga)、聚ε-己內酯等生物降解性樹脂(生物降解性聚合物)。

在它們之中，特別優選鈦、鎳、不銹鋼、鉑、金、銀、銅及鎂或包含它們的合金。作為合金，可舉出ni-ti合金、cu-mn合金、cu-cd合金、co-cr合金、cu-al-mn合金、au-cd-ag合金、ti-al-v合金等。此外，作為合金，可舉出鎂與zr、y、ti、ta、nd、nb、zn、ca、al、li、mn等的合金。在這些合金中，優選ni-ti合金。

支架也可以包含藥劑。在此，支架包含藥劑是指支架可釋放地攜帶藥劑，使得藥劑可以洗脫。藥劑沒有限定，例如，能夠使用生理活性物質。作為生理活性物質，可舉出抑制內膜肥厚的藥劑、抗癌劑、免疫抑制劑、抗生素、抗風濕劑、抗血栓藥、hmg-coa還原酶抑制劑、ace抑制劑、鈣拮抗劑、抗高脂血癥劑、消炎劑、整聯蛋白抑制藥、抗過敏劑、抗氧化劑、gpiibiiia拮抗藥、類維生素a、類黃酮及類胡蘿卜素、脂質改善劑、dna合成抑制劑、酪氨酸激酶抑制劑、抗血小板藥、血管平滑肌增生抑制劑、消炎藥、干擾素等。也能夠使用多種這些藥劑。

特別優選預防再狹窄的“抑制內膜肥厚的藥劑”。作為抑制內膜肥厚的藥劑，可舉出不阻礙內皮細胞的增生的具有血管內膜肥厚抑制作用的藥劑。作為這樣的藥劑，可舉出阿加曲班(argatroban；(2r,4r)-4-甲基-1-[n2-((rs)-3-甲基-1,2,3,4-四氫-8-喹啉磺酰基)-l-精氨酰基]-2-哌啶羧酸(日本特開2001-190687號公報；國際公開第wo2007/058190號單行本))、希美加群(ximelagatran)、美拉加群(melagatran)、達比加群(dabigatran)達比加群酯(dabigatranetexilate)、雷帕霉素(rapamycin)、依維莫司(everolimus)、biolimusa9、唑他莫司(zotarolimus)、他克莫司(tacrolimus)、紫杉醇(paclitaxel)、斯達汀(statin)等。

欲使支架包含藥劑，例如，只要用藥劑包覆支架的表面即可。此時，既可以用藥劑直接包覆支架的表面，也可以使藥劑包含在聚合物中并使用該聚合物來包覆支架。此外，也可以在支架設置用于儲藏藥劑的槽、孔等作為儲藏部，在其中儲藏藥劑或藥劑和聚合物的混合物。用于進行儲藏的儲藏部例如在日本特表2009-524501號公報中有所記載。

作為此時使用的聚合物，可舉出硅酮橡膠、聚氨酯橡膠、氟樹脂、聚丙烯酸丁酯、聚甲基丙烯酸丁酯、丙烯酸酯橡膠、天然橡膠、乙烯-醋酸乙烯酯共聚物、苯乙烯-丁二烯嵌段共聚物、苯乙烯-異戊二烯嵌段共聚物、苯乙烯-異丁烯嵌段共聚物等玻璃化轉變溫度(tg)為-100～50℃的柔軟性聚合物、聚乳酸、聚(乳酸-羥基乙酸)、聚羥基乙酸、聚(乳酸-ε-己內酯)、聚(羥基乙酸-三亞甲基碳酸酯)、聚-β-羥基丁酸酯等生物降解性聚合物。

聚合物與藥劑的混合例如能夠通過使藥劑分散在聚合物中而進行，能夠按照國際公開第wo2009/031295號單行本的記載來進行。包含在支架的藥劑經由支架運送到患部，并在該處被緩慢釋放。

在支架的表面能夠形成類金剛石碳(diamondlikecarbon)層(dlc層)的覆膜。dlc層也可以是包含氟的dlc層(f-dlc層)。在該情況下，成為抗血栓性和生物體相容性優秀的支架。

接著，對支架11的使用方法進行說明。在患者的血管內插入導管，使導管到達病變部位。接著，支架11被縮徑(卷曲)而配置在導管內。支架11通過環狀體13的波浪線狀圖案、形成在環狀體13的頂部17b的狹縫21、線圈狀元件15的彎曲部15a、連接端處的彎曲部15a的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致的結構的復合效果以及相乘效果提高了縮徑性。因此，與現有技術的支架相比能夠容易地將支架11插入到更細的導管內，能夠將支架11應用到更細的血管。

接著，使用推進器等壓出機沿著導管的內腔推動縮徑狀態的支架，在病變部位從導管的頂端推出支架11使其展開。通過將多個環狀體13用線圈狀元件15連接起來的結構、線圈狀元件15的彎曲部15a、連接端處的彎曲部15a的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致的結構的復合效果和相乘效果，提高了支架11被輸送時的柔軟性，因此，即使在導管被插入到曲折的血管內的情況下，支架11也能夠沿著導管靈活地形變，能夠容易地將支架11輸送到病變部位。

進而，在支架11中，通過在環狀體13的頂部17b設置有瘤狀部19的結構，能夠抑制金屬疲勞的產生，能夠抑制由以下因素造成的支架11的破損，所述因素包括：由置入失誤造成的支架11的反復的縮徑和擴張；由血液流動、血管壁的脈動造成的支架11的反復形變；等。

除此之外，在支架11中，通過在環狀體13的頂部17b設置狹縫21而在卷曲時在形變部位中增加相變為馬氏體相的區域的結構、線圈狀元件15的彎曲部15a、連接端處的彎曲部15a的切線方向與長尺寸軸線方向ld一致的結構的復合效果和相乘效果來提高柔軟性，并且在卸荷過程中使相對于支架11的直徑的變化的擴張力的變化變得緩慢。其結果是，可提高支架11的形狀順應性，并且即使在錐狀的血管那樣血管直徑局部性地變化的部位中，也能夠在不對血管造成過度的負荷的情況下置入支架11。

接著，對本發明的支架的另一個實施方式進行說明。對另一個實施方式未進行特別說明的方面適當地引用對第1實施方式的說明。在另一個實施方式中，也可取得與第1實施方式同樣的效果。圖21是將本發明的第2實施方式的支架11a假想地展開為平面而示出的展開圖。

如圖21所示，第2實施方式的支架11a具有與圖2所示的第1實施方式的支架11實質上相同的網狀圖案。在圖21中，在徑向rd上重合的△彼此(參照圖21所示的雙點劃線l20)或者□彼此表示接合點。

第2實施方式的支架11a具有1重螺旋構造。如圖21所示，1重螺旋構造是如下的構造，即，在徑向rd上延伸的基準線l20中的接合點△和接合點△之間存在1個螺旋l28。環狀體13的波浪線狀圖案是之字形。將配置在之字形的同側的多個頂部17b連結起來的假想線l29是直線狀。

另外，圖21所示的第2實施方式的支架11a與圖2所示的第1實施方式的支架11關于軸線方向ld成鏡像關系。×(1)、×(2)、×(3)及×(4)將在后面的變形例的說明中使用。

在圖2所示的第1實施方式的支架11和圖21所示的第2實施方式的支架11a中，波浪線狀圖案體13形成環狀體。另一方面，在本發明中，能夠采用在周向上不連續且未形成環狀體的波浪線狀圖案體13。未形成環狀體的波浪線狀圖案體13具有如下的形狀，即，與形成環狀體的波浪線狀圖案體相比，除去了1根或多根構成波浪線狀圖案體的支撐單元(腿部17a)。以下對其具體的第1變形例～第4變形例進行詳細說明。

圖22是將本發明的第2實施方式的第1變形例的支架11a-1假想地展開為平面而示出的展開圖。在第1變形例的支架11a-1中，具有除去了包括在圖21中標注了×(1)的支撐單元(腿部17a)在內的多根支撐單元(腿部17a)的形狀。單點劃線l21表示沿著被除去的多根支撐單元(腿部17a)的假想線。

圖23是將本發明的第2實施方式的第2變形例的支架11a-2假想地展開為平面而示出的展開圖。在第2變形例的支架11a-2中，具有除去了包括在圖21中標注了×(2)的支撐單元(腿部17a)在內的多根支撐單元(腿部17a)的形狀。單點劃線l22表示沿著被除去的多根支撐單元(腿部17a)的假想線。

圖24是將本發明的第2實施方式的第3變形例的支架11a-3假想地展開為平面而示出的展開圖。在第3變形例的支架11a-3中，具有除去了包括在圖21中標注了×(3)的支撐單元(腿部17a)在內的多根支撐單元(腿部17a)的形狀。單點劃線l23表示沿著被除去的多根支撐單元(腿部17a)的假想線。

圖25是將本發明的第2實施方式的第4變形例的支架11a-4假想地展開為平面而示出的展開圖。在第4變形例的支架11a-4中，具有除去了包括在圖21中標注了×(4)的支撐單元(腿部17a)在內的多根支撐單元(腿部17a)的形狀。單點劃線l24表示沿著被除去的多根支撐單元(腿部17a)的假想線。

在第1變形例～第4變形例中，關于所除去的支撐單元的根數，在能夠實現支架11的形狀的范圍內，能夠適宜地設定為1根或多根。

圖26是將本發明的第2實施方式的第5變形例的支架11a-5假想地展開為平面而示出的展開圖。在第5變形例的支架11a-5中，在軸線方向ld上連續的支撐單元(環狀體13的腿部17a、線圈狀元件15)的粗細比其它的支撐單元粗，由此，粗的、連續的支撐單元的剛性變得比其它支撐單元高。粗的、連續的支撐單元(在圖26中用虛線l251或雙點劃線l252表示其路徑)發揮脊柱那樣的功能。也能夠在1個支架中設置2根以上粗的、連續的支撐單元。

圖27是將本發明的第2實施方式的第6變形例的支架11a-6假想地展開為平面而示出的展開圖。在第6變形例的支架11a-6中，設置有第1追加支撐單元31a，該第1追加支撐單元31a以對在環方向cd上鄰接的線圈狀元件15進行連接的方式在環方向cd上延伸。

圖28是將本發明的第2實施方式的第7變形例的支架11a-7假想地展開為平面而示出的展開圖。在第7變形例的支架11a-7中，設置有第2追加支撐單元31b，該第2追加支撐單元31b以對在與環方向cd正交的方向上鄰接的環狀體13進行連接的方式在與環方向cd正交的方向上延伸。

另外，追加支撐單元的形狀、設置的位置、個數等沒有特別限制。也可以在1個支架11中設置第1追加支撐單元31a和第2追加支撐單元31b這兩者。

圖29是將本發明的第3實施方式的支架11b假想地展開為平面而示出的展開圖。第3實施方式的支架11b具有2重螺旋構造。如圖29所示，2重螺旋構造意味著，在徑向rd上延伸的基準線l30中的接合點□和接合點□之間存在2個螺旋l31、l32。

圖30是將本發明的第4實施方式的支架11c假想地展開為平面而示出的展開圖。

在圖29所示的第3實施方式的支架11b中，在軸線方向ld上交替地配置有線圈狀元件的一方15r和線圈狀元件的另一方15l。所有的線圈狀元件的一方15r形狀相同，所有的線圈狀元件的另一方15l形狀相同。

在圖30所示的第4實施方式的支架11c中，在軸線方向ld上交替地配置有線圈狀元件的一方15r和線圈狀元件的另一方15l。在關注線圈狀元件的一方15r的情況下，相鄰的線圈狀元件的一方15r1和線圈狀元件的一方15r2形狀不同。線圈狀元件的一方15r1和線圈狀元件的一方15r2交替地配置。在關注線圈狀元件的另一方15l的情況下，相鄰的線圈狀元件的另一方15l1和線圈狀元件的另一方15l2形狀不同。線圈狀元件的另一方15l1和線圈狀元件的另一方15l2交替地配置。

圖31是將本發明的第5實施方式的支架11d假想地展開為平面而示出的展開圖。第5實施方式的支架11d的網狀圖案與圖21所示的第2實施方式的支架11a的網狀圖案實質上相同。第5實施方式的支架11d的基端部25側(與導絲51連接側)縮窄為1根棒狀。第5實施方式的支架11d的頂端部27(基端部25的相反側)形成為3根棒狀。頂端部27從環狀體13的頂部17b起在軸線方向ld上呈棒狀延伸。

圖32(a)～(d)是示出第5實施方式的支架11d從導管41被推出而展開的行為的圖。實際上支架11d在血管的內部從導管41被推出而展開，但是在此對在不是血管的內部的無拘束狀態下支架11d從導管41被推出而展開的行為進行說明。本發明的支架11d具有前述的結構，因此會一邊旋轉且擺動頭部一邊從導管41被推出而展開。當做出這樣的行為的支架11d在血管的內部從導管41被推出而欲展開時，支架11d不能擺動頭部，取而代之，如圖33所示，支架11d容易侵入到所捕獲的血栓bc。

此外，如圖33所示，在支架11d展開的狀態下，支撐單元容易成為在軸向方向ld上延伸的狀態。由此，支架11d對血栓bc的捕獲性(支架11對血栓bc的侵入性)、支架11對血管的順應性會提高。根據本發明的支架11d，能夠謀求整個支架11d的細徑化，在縮徑時也具有高柔軟性，耐久性也高。

接著，對本發明的第6實施方式的支架11e進行說明。圖34是本發明的第6實施方式的支架11e的立體圖。圖35是在軸線方向上觀察圖34所示的支架11e的圖。第6實施方式與第1實施方式相比主要是支架的截面形狀不同。

如圖34、圖35所示，第6實施方式的支架11e的截面形狀是大致三角形。各三角形的頂點23帶有弧度。各三角形的頂點23相對于軸線方向ld一邊在圖34所示的單點劃線方向上呈螺旋狀偏移一邊排列。另外，各三角形的頂點23也可以呈直線狀排列。大致三角形可以是沿著軸線方向ld的相似形，或者也可以不是相似形。形成三角形的各邊24的形狀可以是直線狀，或者也可以彎曲。

具有大致三角形的截面形狀的支架11e例如可通過如下的方式得到。與通常的截面形狀(圓形、橢圓形及與它們類似的形狀)的支架的成型方法同樣地通過激光加工對管材進行切斷加工。此后，將進行了切斷加工的管材成型為大致三角形的截面形狀。

根據具有大致三角形的截面形狀的第6實施方式，能夠在回收支架11e時減輕血管壁與支架11e之間的摩擦。此外，通過減少支架11e對血管壁的接觸面積，從而能夠在回收支架11e時減輕血管壁與支架11e之間的摩擦。

圖36是將本發明的第7實施方式的支架11f假想地展開為平面而示出的展開圖。如圖36所示，將配置在環狀體13的波浪線狀圖案的之字形的同側的多個頂部17b連結起來的假想線l29-2、l29-3是非直線狀。作為非直線狀，例如可舉出具有1個拐點的曲線狀(參照圖36)、具有多個拐點的曲線狀(未圖示)。在圖36所示的方式的情況下，在環方向cd上鄰接的“用支撐單元包圍的區域”s11的形狀與區域s12的形狀不同。同樣地，在環方向cd上鄰接的“用支撐單元包圍的區域”s21的形狀與區域s22的形狀不同。

圖37是示出線圈狀元件15的各種變形例的展開圖。如圖37所示，與圖3所示的線圈狀元件15相比，線圈狀元件15-1的彎曲的程度(曲率)增大。與線圈狀元件15-1相比，線圈狀元件15-2的彎曲的程度(曲率)進一步增大。線圈狀元件15-3在與環方向cd正交的方向上也具有突出的曲線狀。線圈狀元件15-4是具有4個拐點的曲線狀。

圖38是示出線圈狀元件15與環狀體13的頂部17b的連接部的形狀的變形例的圖(圖4的對應圖)。如圖38所示，線圈狀元件15的端部的寬度方向上的中心與環狀體13的頂部17b的頂點(寬度方向上的中心)一致。線圈狀元件15的端部的寬度方向上的一個端緣與環狀體13的頂部17b的寬度方向上的端緣錯開(不一致)。

接著，對本發明的高柔軟性支架與導絲的連接構造進行說明。圖39是示出本發明的支架11d與導絲51的連接部分的截面圖。如圖39所示，導絲51的頂端部53與支架11d的基端部25接合。導絲51的頂端部53縮窄變為錐狀。在導絲51的頂端部53中的與支架11d的基端部25鄰接的區域，套裝有內側線圈狀彈簧55。

橫跨支架11d的基端部25、內側線圈狀彈簧55及導絲51的頂端部53中的與內側線圈狀彈簧55鄰接的區域，套裝有外側線圈狀彈簧57。即，內側線圈狀彈簧55和外側線圈狀彈簧57構成2重彈簧。外側線圈狀彈簧57中的一個端部在軸線方向ld上的移動被支架11d中的擴展的部分所限制。外側線圈狀彈簧57中的另一個端部通過在導絲51的頂端部53的外周隆起的焊接部位59與導絲51的頂端部53接合，由此在軸線方向ld上的移動被限制。

圖40是示出本發明的支架11d的頂端部27的截面圖。在棒狀的頂端部27套裝有線圈狀彈簧29。頂端部27的頂端從線圈狀彈簧29突出。

對各線圈狀彈簧的材質進行說明。關于外側線圈狀彈簧57的材料，只要是能夠成型為線圈的材料，就沒有特別限制，例如可舉出不銹鋼(sus)。內側線圈狀彈簧55和線圈狀彈簧29的材質優選是不被放射線透射且能夠成型為線圈的材料。這樣，內側線圈狀彈簧55和線圈狀彈簧29將發揮標記的作用，成為手術時的記號。作為這些材料，可舉出鉑-銥(pt-ir)合金。

關于線圈狀彈簧29與支架11d的頂端部27的接合方法，只要是焊接、uv粘接、銀焊料的浸潤等在醫療器械的接合中使用的接合方法，就沒有特別限制。

作為焊接的方法，可舉出通過焊接將線圈狀彈簧29與支架11d的頂端部27熔化而進行粘接固定的方法、將支架11d的頂端部27中的從線圈狀彈簧29突出的區域熔化而限制線圈狀彈簧29的移動的方法。

在uv粘接的情況下，使用醫療等級的放射線固化聚合物將線圈狀彈簧29固定在支架11d的頂端部27。其順序為，將液體的固化聚合物涂在支架11d的頂端部27，對其包覆線圈狀彈簧29后，對它們照射放射線來促進液體的固化聚合物的固化，使線圈狀彈簧29固定在支架11d的頂端部27。

在銀焊料的浸潤的情況下，線圈狀彈簧29由與支架11d不同的材料形成，例如使銀焊料等從線圈狀彈簧29上滲入，將線圈狀彈簧29固定在支架11d的頂端部27。

以上，參照圖示的實施方式對本發明的支架進行了說明，但是本發明并不限定于圖示的實施方式。例如，線圈狀元件的一方15r的長度可以與線圈狀元件的另一方15l的長度相同。線圈狀元件的一方15r的長度和線圈狀元件的另一方15l的長度這兩者可以都比腿部17a的長度長，或者也可以都比腿部17a的長度短。線圈狀元件15的螺旋方向可以是左纏繞也可以是右纏繞。

附圖標記說明

11、11a、11b、11c、11d、11e、11f：支架(高柔軟性支架)；

13：環狀體(波浪線狀圖案體)；

15：線圈狀元件；

15l：線圈狀元件的另一方；

15r：線圈狀元件的一方；

17：波浪形元件；

17a：腿部；

17b：頂部；

19：瘤狀部；

21：狹縫；

ld：軸線方向(長尺寸軸線方向)；

rd：徑向；

cd：環方向；

θ：傾斜的角度。