JP2001003126A - Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる医療器具 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 Ｘ線透視下で用いられるヒトの脈管経に直接
挿通されるガイドワイヤーやヒト体内に長期間留置され
るステント等の医療用具を提供する。 【構成】 Ｔｉ ２５〜５０質量％、Ｚｒ ２５〜６０
質量％、Ｎｂ ５〜３０質量％及びＴａ ５〜４０質量
％からなり、かつＴｉに対するＺｒの質量比が０．５〜
１．５であり、かつＴａに対するＮｂの質量比が０．１
２５〜１．５あるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を有す
る医療器具。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、放射線科、循環器内科
及び外科などの医療分野において経皮的血管形成術（Ｐ
ＴＡ）等に代表されるＸ線透視下の治療行為に用いられ
るガイドワイヤー、ステント、心室補助装置やカテーテ
ル等の医療器具に関するものである。さらに詳しくは、
本発明は、生体内での十分な耐腐食性を有し、かつ構造
材として必要な強度や加工性を有し、生体適合性及び適
度な造影性、ならびにＭＲＩ対応をも兼ね備えたＴｉ−
Ｚｒ系合金からなる医療器具に関するものである。

【０００２】本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金は、Ｔｉ、Ｚ
ｒ、Ｎｂ及びＴａ、ならびに必要であればＳｎやＰｄ、
Ｐｔ及びＡｕの生体適合性元素からなり、毒性が懸念さ
れている金属元素を含まず、したがって、移植材料とし
ても安全性を本質的に兼ね備えているＴｉ系合金群に関
するものである。

【０００３】このような医療器具の特に好ましい用途と
して、ステント、ガイドワイヤー、心室補助装置を例に
解説する。ただし、上記合金類は、その物理科学的特性
から見て、医療用途および一般用途において、他にも有
用性があることが理解されるべきであり、本明細書の例
示により限定されるものではない。

【０００４】

【従来の技術】ステントは、狭窄した体内脈管を拡張す
ることを目的として血管をはじめとして尿路、胆管路、
食道路や腎路内に適用される中空の管状物であり、長期
間体内に留置されるステントの素材としては、ステンレ
ス鋼のＳＵＳ３１６Ｌ、純金属のＴａ、Ｎｉ−Ｔｉ系の
超弾性合金等が実用化されている。

【０００５】一方、人工関節の用途を中心に、インプラ
ント用Ｔｉ基合金が種々検討されてきた。代表的には、
純Ｔｉ，Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金等（以下、一般的な合
金の表記に従って、特に断りがない組成はすべて質量％
とし、残部はＴｉ及び不可避的不純物の質量％とする）
が挙げられる。しかしながら、種々開発されたβ−Ｔｉ
基合金を中心としたＴｉ基合金は耐腐食性や含有元素の
問題を完全にはクリアできていない。このような問題点
に鑑みて、元素単体で生体に為害性のないとされるＴ
ｉ，Ｚｒ，Ｓｎ，Ｎｂ，Ｔａを構成成分とするチタン合
金をつくる試みがなされ、最近Ｔｉ基合金の改良が進ん
できている。例えば、特開平６−２３３８１１号公報で
はＴｉ−１３Ｚｒ−１３Ｎｂ合金を用いた人工心臓・人
工関節等が、特開平９−２１５７５３号公報では前記Ｔ
ｉ−１３Ｚｒ−１３Ｎｂ合金を用いたＴｉ合金製自己拡
張型ステントが提案されている。加えて、特公平８−１
６２５６号公報では長期埋め込み材料を意図したＴｉ−
１５Ｚｒ−４Ｎｂ−４Ｔａ−０．２Ｐｄ合金、Ｔｉ−１
５Ｓｎ−４Ｎｂ−２Ｔａ−０．２Ｐｄ合金が、特開平８
−２９９４２８号公報ではインプラント用材料としてＴ
ｉ−２９Ｎｂ−１３Ｔａ−４．６Ｚｒ合金などが提案さ
れている。これらの合金は、質量比で５０質量％以上の
Ｔｉを含むことを特徴としている。また、合金設計にお
いて構造材料として考えられているため、Ｘ線の不透過
性については何ら考慮されていない。ステントについて
はＸ線造影性が重視され貴金属のラジオパークマーカー
を有するもの（特許第２８２５４５２号公報）や貴金属
とステンレスとのクラッド材（特表平７−５０５３１９
号公報）等が提案されているが、精密加工性と強度の問
題で素材はステンレス鋼のＳＵＳ３１６Ｌを中心として
おり、ステンレス自体の耐食性の問題やメツキのピンホ
ール腐食さらには異種金属との組み合わせによるガルバ
ニック腐食等の問題が解決されていないので、長期埋め
込み材としての安全性迄は考慮しきれていないと言え
る。

【０００６】Ｔｉ基合金に加えて、Ｚｒの合金も生体適
合性の高い合金として医療器具への応用が検討されてい
る。例えば、特開平５−２６９１９２号公報では酸化ジ
ルコニュウムの血液適合性に着目したＺｒを主成分とし
た人工心臓弁などが開示されている。最近の研究や特開
平７−１８８８７６号公報では、Ｚｒ基金属ガラスのＺ
ｒ３０Ｔｉ２０Ａｌ２５Ｐｄ２５合金（原子量％）、特
開平１０−２１１１８４号公報のＺｒ６０Ａｌ１５Ｎｉ
１５Ｃｕ５Ｃｏ５合金（原子量％）等がある。これらは
Ｚｒをベースとしたアモルファス合金であり、アモルフ
ァス合金の耐腐食性と非磁性を利用しているが、アモル
ファス合金とするためには、液体急冷法や粉末成形等の
特殊な製造方法を用いなければならないと言う制約があ
る。

【０００７】さらに、チタン合金やジルコニア合金は、
上述したように、それぞれＴｉまたはＺｒを主成分とし
て５０質量％以上含むものであり、これらの合金は耐腐
食性に優れることから生体適合性素材として重視され、
開発が進められている合金ではあるが、一般的なステン
レス鋼に比べ加工性が悪いことや切削加工性が悪いこと
は周知の事実である。また、人工関節や人工心臓の材料
として合金設計されたため、適度なＸ線造影性の点まで
は考慮されていない。さらに近年の医療器具への要求と
して、核磁気共鳴（ＭＲＩ）の画像に影響を与えないこ
とが、ＭＲＩ装置の普及により要望されるようになって
きている。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上記
先行技術の問題点に鑑みてなされたものであり、上記課
題を克服することにある。

【０００９】したがって、本発明の目的は、生体内で用
いられ直接体液に触れることを想定し、ヒトの身体上ま
たは体内における長期間の留置にも耐えられる高い安全
性を有する、新しい改良合金からなる医療器具を提供す
ることにある。

【００１０】本発明の他の目的は、Ｔｉ，Ｚｒ，Ｎｂ，
Ｔａ等の生体適合性元素からなり、毒性が懸念される金
属元素を含まず、ゆえに、移植材料としての安全性を本
質的に兼ね備えており、かつ高強度で、かつ加工が容易
であり、生体適合性に優れる新しい改良合金からなる医
療器具を提供することにある。

【００１１】本発明の別の目的は、上記利点に加えて、
Ｘ線透視下において適度なＸ線造影性を有する新規Ｔｉ
−Ｚｒ系合金からなる医療器具、特に適度な造影性が付
加価値として要求されるガイドワイヤー、カテーテル、
ステント、ステントグラフト、静脈フィルター、人工血
管等の医療器具を提供することにある。

【００１２】本発明のさらなる別の目的は、上記利点に
加えて、核磁気共鳴の画像診断において、映像に影響を
与えない医療器具を提供することにある。また、特に左
室補助装置においては非磁性でかつ血液適合性に優れた
血液流路を形成する必要があり、加工性に優れた金属素
材が要望されており、このような要求を満足する金属素
材、およびこのような金属素材からなる医療器具を提供
することを目的とする。

【００１３】

【課題を解決する手段】本発明者らは、上記課題を解決
するため、合金の基本設計より行った。最近の知見で
は、純Ｔｉおよび純Ｚｒは両者とも緻密な酸化皮膜を形
成することにより良好な耐腐食性を示す材料であり、ほ
とんどの化学薬品に対しても耐性を有することが知られ
ている。さらに詳細な検討結果から、純Ｔｉと純Ｚｒの
各種薬品に対する耐腐食性は相補的であることが分かっ
てきた。例えば、無機酸の沸騰塩酸・硫酸に対しては、
純Ｔｉは腐食されるが純Ｚｒはほとんど侵されない；お
よび無機塩化物の塩化第二鉄３０質量％水溶液に対して
は、純Ｔｉは侵されないが、純Ｚｒは侵されるなどで挙
げられる。つまり、ＴｉとＺｒの両者を組み合わせるこ
とにより最強の耐腐食性を持った合金が得られることが
期待される。また、ＴｉまたはＺｒのどちらかを合金の
母相とした場合、どちらかの性質が優先的に出てしまう
のは容易に理解される。

【００１４】したがって、相溶性の良いＴｉとＺｒをほ
ぼ等質量用いた母合金を出発点として、Ｎｂ，Ｔａ等の
生体適合性元素を適宜添加したＴｉ−Ｚｒ系合金を作製
し、これらについてＸ線造影性等それぞれの医療器具が
要求する物性や特性を吟味して、上記諸目的を達成でき
る新規なＴｉ−Ｚｒ系合金群を発見するに至った。

【００１５】上記知見に加えて、本発明者らは、Ｚｒと
ＳｎはＴｉとの組み合わせにおいて適宜置換が可能であ
ることをも見出し、すなわち、Ｔｉ，Ｚｒ，Ｎｂ，Ｔａ
を基本組成とする合金において、Ｚｒの一部をＳｎで置
換した組成を有するＴｉ−Ｚｒ系合金群が同様にして医
療器具の素材として好適であることをも発見した。な
お、当然のことながら、原料の純Ｔｉ，純Ｚｒから不可
避的に不純物として入り得るＨ，Ｏ，Ｎ，Ｆｅ，Ｃ，Ｐ
ｄ，Ｒｕ，Ｎｉ等の元素は、所望の特性を阻害しない範
囲内であればある程度含まれることは許容される。具体
的には、原料として用いられる工業品純Ｔｉにはグレー
ドにもよるが０．５質量％以下の量のこれら元素が含ま
れているのが普通である。ただし、これらの元素のうち
Ｃ，Ｎ及びＯ等の、毒性のない格子間元素は積極的に含
有させても良い。この場合、合金の物性を損なわない範
囲としてこれらの格子間元素及び不純物の含有量は各々
合金の０．５質量％を越えないことが好ましい。実際に
は、本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金は基本的にＴｉ，Ｚｒ，
Ｎｂ，Ｔａ，Ｓｎ等の非磁性材料を用いているので、作
製されるＴｉ−Ｚｒ系合金も非磁性であり、核磁気共鳴
の映像に影響を与えない医療器具となる。この磁石につ
かない性質は駆動力に磁力を用いるような左室補助装置
においては重要な特性を付与することになる。

【００１６】すなわち、本発明の上記諸目的は、下記
（１）〜（１０）によって達成される。

【００１７】（１）Ｔｉ ２５〜５０質量％、Ｚｒ ２
５〜６０質量％、Ｎｂ ５〜３０質量％及びＴａ ５〜
４０質量％からなり、かつＴｉに対するＺｒの質量比が
０．５〜１．５であり、かつＴａに対するＮｂの質量比
が０．１２５〜１．５あるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる部
分を有する医療器具。

【００１８】（２）Ｔｉに対するＺｒの質量比が０．８
〜１．２である、前記（１）に記載のＴｉ−Ｚｒ系合
金。

【００１９】（３）前記（１）または（２）に記載のＴ
ｉ−Ｚｒ系合金におけるＺｒの一部がＳｎで置換され、
かつ該Ｓｎの含有率が合金組成の５〜１０質量％である
Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を有する医療器具。

【００２０】（４）前記（１）または（２）に記載のＴ
ｉ−Ｚｒ系合金におけるＮｂまたはＴａの少なくともい
ずれか一方がＰｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より選ばれ
る少なくとも一種の置換元素で置換されるＴｉ−Ｚｒ系
合金からなる医療器具。

【００２１】（５）さらに構成元素の全質量に対して、
０．０１〜５質量％のＰｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群よ
り選ばれる少なくとも一種の添加元素を含む前記（１）
または（２）に記載のＴｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を
有する医療器具。

【００２２】（６）前記（１）から（５）のいずれかに
記載のＴｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部
分を有するガイドワイヤー。

【００２３】（７）前記（１）から（５）のいずれかに
記載のＴｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部
分を有するステント。

【００２４】（８）前記（１）から（５）のいずれかに
記載のＴｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部
分を有する心室補助装置。

【００２５】（９）血液と接触する医療器具であって、
該医療器具は前記（１）から（５）のいずれかに記載の
Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる機能性本体部を有し、かつ血
液と接触する合金表面にヘパリンが共有結合されている
事を特徴とする医療器具。

【００２６】（１０）該医療器具はガイドワイヤー、ス
テントまたは心室補助装置である前記（９）に記載の医
療器具。

【００２７】

【発明の実施の形態】以下、本発明を詳細に説明する。

【００２８】第一の概念によると、本発明は、Ｔｉ ２
５〜５０質量％、Ｚｒ ２５〜６０質量％、Ｎｂ ５〜
３０質量％及びＴａ ５〜４０質量％からなり、かつＴ
ｉに対するＺｒの質量比が０．５〜１．５であり、かつ
Ｔａに対するＮｂの質量比が０．１２５〜１．５あるＴ
ｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を有する医療器具を提供す
るものである。上記概念において、各構成元素の含有量
（質量％）は、合金の構成元素の和が、不純物や５質量
％以下の添加物を除いて、１００質量％となるようにそ
れぞれ選定される。このような基本組成とすることによ
り、耐腐食性に優れ、有害なイオンを生じない。また、
加工性と強度を両立した生体適合性合金を提供できる。
また、ＴｉまたはＺｒの性質のどちらかが支配的になら
ないことを考慮すると、Ｔｉに対するＺｒの質量比を
０．５〜１．５の範囲内にする必要がある。なお、Ｔｉ
に対するＺｒの質量比が上記範囲を逸脱すると、母相は
どちらかの性質が色濃く現れ、冷間加工性を失う。

【００２９】上記概念の合金を構成する構成元素のう
ち、Ｔｉは、常温では六方最密格子構造（α相）をと
り、大きな延性が期待できないが、８８２℃以上では体
心立方格子構造（β相）に変わり、α相より大きな延性
が現れることが知られている。また、純Ｔｉ（グレード
２）のヤング率は１０６ＧＰａであり、６１０℃以上で
表面にＴｉＯ₂の緻密な酸化被膜を形成し、このＴｉＯ₂
膜は常温の空気中では変化せず、強度に優れ、耐食性を
も有し、また、３００℃以上ではＴｉＣｌ₄を生じる。
なお、Ｔｉは、比強度（引張強度を比重で割った商）に
優れるため、この特性を利用して、Ｔｉをベースとした
合金として多用されているが、しかしながら、Ｔｉをベ
ースとしたＴｉ基合金は合金化すると固溶体になり、延
性に大きな影響をおよぼす。もし延性が失われると、少
なくとも鋳造組織を改善する重要な手段としての鍛造が
できなくなる。したがって、優れたＴｉ基合金の条件と
しては、塑性が有ることが条件である。現在、残念なが
らＴｉ基合金に目的の元素を添加しても脆くて加工性が
非常に悪く使用できない例が多い。これに対して、本発
明によるように、所定の組成でＴｉ−Ｚｒ−Ｎｂ−Ｔａ
からなる四元合金を用いることにより、上記欠点を克服
できることを見出したのである。

【００３０】上記概念において、Ｔｉの含有量は、Ｚｒ
の含有量と以下に示す関係を満たすと同時に、構成元素
の全質量に対して、通常、２５〜５０質量％、好ましく
は３０〜４０質量％、より好ましくは３０〜３５質量％
である。この際、Ｔｉの含有量が５０質量％を超える
と、Ｔｉの含有量が高くなりすぎ、Ｔｉ本来の欠点であ
る塑性及び加工性の悪さが顕著に現れてしまい、従来の
Ｔｉ基合金と同様に常温での加工ができず熱処理等の工
程が増え、好ましくない。逆に、Ｔｉの含有量が２５質
量％未満であると、Ｔｉ量が少なく過ぎて、やはりＴｉ
を用いることの利点である優れた強度、比強度、耐食性
及び安定性が充分でなく、Ｔｉの持つ優れた性質が現わ
れず、もはやＴｉベースの合金とは呼べず、やはり好ま
しくない。

【００３１】また、本発明の合金の構成元素であるＺｒ
は、常温では六方最密格子構造（α相）をとり、８６２
℃以上で体心立方構造（β相）に変わる。また、Ｚｒ
は、空気中で緻密な酸化被膜を生じ、耐食性に優れ、特
に高温の水中での耐食性は他金属に比べて著しく高く、
融解アルカリ中でも反応しにくいという性質を有する。
このようにＺｒは優れた耐食及び耐酸性を有するため、
各種機械用途に用いられる。なお、純Ｚｒのヤング率
は、９４．５ＧＰａである。

【００３２】上記概念において、Ｚｒは、Ｚｒの含有量
が、構成元素の全質量に対して、２５〜６０質量％の範
囲でありかつＴｉに対するＺｒの質量比が０．５〜１．
５の範囲内となる条件を満たすことを必須とする。好ま
しくは、Ｚｒの含有量は、構成元素の全質量に対して、
２５〜４５質量％、より好ましくは３０〜３５質量％で
ある。また、Ｔｉに対するＺｒの質量比は、好ましくは
０．５〜１．５、より好ましくは０．８〜１．２であ
る。この際、Ｚｒの含有量が２５質量％未満であるまた
はＴｉに対するＺｒの質量比が０．５未満であると、合
金中にＴｉのα相が析出して、塑性及び加工性が著しく
低下し、ヤング率が上昇し、生体組織との親和性も悪く
なり好ましくない。これに対して、Ｚｒの含有量が６０
質量％を超えるまたはＴｉに対するＺｒの質量比が１．
５を超えると、耐食性の改善は見られず、得られる合金
の比重が増加するだけであり、やはりヤング率が上昇
し、塑性及び加工性が低下し、やはり好ましくない。こ
のようにしてＺｒの含有量を上記したような特定の範囲
内に設定することによって、Ｔｉを常温空気中で変化さ
せずに、かつＺｒは緻密な酸化被膜を形成して、両者の
特徴が相乗して良好な耐食性・耐酸性を示すことができ
る。

【００３３】また、上記概念において、Ｔｉ−Ｚｒ系合
金におけるＺｒの一部がＳｎで置換されてもよい。Ｓｎ
は、Ｘ線造影における造影性を向上することができるの
で、Ｚｒの一部がＳｎで置換されたＴｉ−Ｚｒ系合金
は、Ｘ線造影における造影性がよくなり、部品の薄肉化
が計れる。この際、Ｓｎの含有率は、合金全体の、５〜
１０質量％、好ましくは６〜９質量％である。Ｓｎの含
有率を合金全体の５質量％以上とすることによって、Ｘ
線造影性の改善が認められる。これに対して、Ｓｎの含
有率が１０質量％を超えると、得られる合金の耐腐食性
と冷間加工性が低下し、加工可能な圧延率が低下するの
で、やはり好ましくない。

【００３４】さらに、本発明の合金の構成元素であるＮ
ｂは、展延性を示し、そのヤング率は１０５ＧＰａであ
り、その硬さは錬鉄と同程度で、他の構成元素であるＴ
ａより柔らかい金属である。したがって、Ｎｂを添加す
ることにより、得られる合金にしなやかさ（低弾性）を
付与することができる。また、Ｎｂは、空気中で酸化被
膜を生成して耐食性を示す金属であり、フッ化水素酸以
外の酸には不溶であり、アルカリ水溶液にも溶けず、各
種合金（例えば、耐熱合金）の添加元素として広く用い
られている。このため、Ｎｂを本発明のＴｉ−Ｚｒ系合
金の構成成分とすることによって、Ｚｒと協働して耐食
性・耐酸性を向上させることができる。

【００３５】上記概念において、Ｎｂは、Ｎｂの含有量
は、構成元素の全質量に対して、５〜３０質量％の範囲
でありかつＴａに対するＮｂの質量比が０．１２５〜
１．５の範囲内となる条件を満たすことを必須とする。
好ましくは、Ｎｂの含有量は、構成元素の全質量に対し
て、１０〜２０質量％、より好ましくは１０〜１５質量
％である。また、Ｔａに対するＮｂの質量比は、好まし
くは０．３〜１．５、より好ましくは０．５〜１．０で
ある。この際、Ｎｂの含有量が５質量％未満であるまた
はＴａに対するＮｂの質量比が０．１２５未満である
と、得られる合金のしなやかさが充分でなく、塑性が低
下し、ヤング率が上昇していくという問題が生じる。逆
に、Ｎｂを３０質量％を超えて添加するとまたはＴａに
対するＮｂの質量比が１．５を超えると、耐食性の向上
もしなやかさの向上も望むことができず、また、耐食性
の改善は見られず、比重が増加するだけとなり、生体組
織との親和性においても改善が見られず、やはり好まし
くない。

【００３６】さらにまた、本発明の合金の構成元素であ
るＴａは、Ｎｂと同様にして、展延性に富み、弾力性が
ある。また、Ｔａは、Ｎｂより硬い金属で、そのヤング
率は１８７ＧＰａである。したがって、Ｔａを添加する
ことによって、合金の弾性を高めることはできるもの
の、しなやかさを付与することはできない。また、Ｔａ
は、空気中で酸化被膜を生成して耐食性を示す金属であ
り、極めて耐食性が強いという特徴を有する。このた
め、Ｔａを本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金の構成成分とする
ことによって、Ｚｒと協働してその耐食性を向上させる
ことができる。

【００３７】上記概念において、Ｔａの含有量は、Ｎｂ
の含有量と上記関係を満たすと同時に、構成元素の全質
量に対して、通常、５〜４０質量％、好ましくは１０〜
３０質量％、より好ましくは１５〜２５質量％である。
この際、Ｔａの含有量が５質量％未満であると、得られ
る合金のヤング率が上昇し、展延性が低下し、耐力性も
劣り、好ましくない。これに対して、Ｔａを４０質量％
を超えて添加しても、耐食性の向上を望むことができな
いだけでなく、比重が増加するだけとなり、また、しな
やかさを次第に失うことになり、また、得られる合金が
脆くなり加工しにくくなるため、やはり好ましくない。

【００３８】または、本発明において、上記Ｔｉ−Ｚｒ
系合金の構成成分であるＮｂおよび／またはＴａがＰ
ｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より選ばれる少なくとも一
種の置換元素で置換されてもよい。この際、少なくとも
一種の置換元素の含有量は、置換元素の種類及び含有量
によって決定される。これらの置換元素はすべて耐食性
に優れた元素であり、これらの元素でＮｂおよび／また
はＴａを置換することで母材の耐食性の向上を図ること
ができる上、生体組織に悪影響を与えず、生体親和性に
も優れているので、本発明の合金を医療用用途に使用す
る際には、特に好適に使用される。

【００３９】上記態様による合金の組成の具体例として
は、上記組成条件を満たすものであれば特に制限される
ものではないが、例えば、下記が挙げられる。

【００４０】 Ｔｉ_a1Ｚｒ_b1Ｎｂ_c1（Ｐｄ、Ｐｔ及び
Ａｕからなる群より選ばれる少なくとも一種の置換元
素）_d1の多元合金（この際、ａ１は、Ｔｉの含有量（質
量％）を表わし、２５〜５０の範囲であり、ｂ１は、Ｚ
ｒの含有量（質量％）を表わし、２５〜６０の範囲であ
り、ｃ１は、Ｎｂの含有量（質量％）を表わし、５〜３
０の範囲であり、及びｄ１は、置換元素の合計含有量
（質量％）を表わし、５〜４０の範囲であり、かつｂ１
／ａ１が０．５〜１．５であり、かつｃ１／ｄ１が０．
１２５〜１．５である）； Ｔｉ_a2Ｚｒ_b2（Ｐｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より
選ばれる少なくとも一種の置換元素）_c2Ｔａ_d2の多元合
金（この際、ａ２は、Ｔｉの含有量（質量％）を表わ
し、２５〜５０の範囲であり、ｂ２は、Ｚｒの含有量
（質量％）を表わし、２５〜６０の範囲であり、ｃ２
は、置換元素の合計含有量（質量％）を表わし、５〜３
０の範囲であり、及びｄ２は、Ｔａの含有量（質量％）
を表わし、５〜４０の範囲であり、かつｂ２／ａ２が
０．５〜１．５であり、かつｃ２／ｄ２が０．１２５〜
１．５である）；および Ｔｉ_a3Ｚｒ_b3（Ｐｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より
選ばれる少なくとも一種の置換元素）_c3+d3の多元合金
（この際、ａ３は、Ｔｉの含有量（質量％）を表わし、
２５〜６０の範囲であり、ｂ３は、Ｚｒの含有量（質量
％）を表わし、２５〜６０の範囲であり、及びｃ３＋ｄ
３は、置換元素の合計含有量（質量％）を表わし、１０
〜５０の範囲であり、かつｂ３／ａ３が０．５〜１．５
である）。

【００４１】本発明において、置換元素は、上記特性を
考慮しつつ、使用する用途や所望の性質により適宜選択
される。

【００４２】または、本発明において、上記Ｔｉ−Ｚｒ
系合金に、構成元素の全質量に対して、０．０１〜５質
量％のＰｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より選ばれる少な
くとも一種の添加元素を添加してもよい。これらの添加
元素（Ｐｔ、Ａｕ及びＰｄ）すべては耐食性に優れた元
素であり、添加元素を所定の割合で添加することによっ
て母材の機械的強度や耐食性の向上を図ることができる
上、生体組織に悪影響を与えず、生体親和性にも優れて
いるので、本発明の医療器具に好適に使用できる。

【００４３】添加元素を使用する際の添加元素の含有量
は、構成元素の全質量に対して、０．０１〜５質量％で
あることが好ましく、より好ましくは１〜４質量％、最
も好ましくは２〜３質量％である。この際、添加元素の
含有量が０．０１重量％未満であると、添加元素の添加
効果があまり認められず、残存微量元素と変わらず雑質
の範囲であり、好ましくなく、これに対して、添加元素
の含有量が５質量％を超えると、所望の性質とは異なっ
た性質が現われ、やはり好ましくない。

【００４４】本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金の製造方法は、
上述したような特定の組成を有する合金を製造できる方
法であれば特に制限されないが、例えば、所望の元素
（例えば、Ｔｉでは、スポンジチタン、純チタン グレ
ード１〜４など；Ｚｒでは、スポンジジルコニウム、純
ジルコニウムなど；Ｎｂでは、純ニオブ、およびＴａで
は、純タンタルを、形を制限せず、純度は性質に影響を
およぼさない程度のものを、所定の組成（質量％）とな
るように秤量し、これを水冷銅ハース内でアーク溶解
し、合金化し、インゴットとする方法；るつぼで溶解
し、合金化し、アトマイズにより粉末とする方法；同様
の溶解で鋳造する方法；浮遊溶解し合金化し、インゴッ
トとする方法；およびメカニカルアロイング法、スパッ
タ法、プラズマ法など、通常工業的に行なわれている方
法、ならびに各種研究機関や文献等で発表されている方
法などが挙げられる。また、Ｓｎ、置換または添加元素
を使用する場合には、これらの元素の形態は、特に制限
されずに公知の方法における場合と同様であるが、例え
ば、純金属の状態でそれぞれ使用される。

【００４５】このように、前記範囲で規定された本発明
のＴｉ−Ｚｒ系四元合金は、Ｔｉ及びＺｒを主成分とす
る合金であるにもかかわらず、その金属組織は、特別な
熱処理を施さなくても、常温でβ相を示すので、圧延・
鍛造或いは機械加工などを常温で行うことができ、非常
に優れた加工性を示す。このため、このようなＴｉ−Ｚ
ｒ系合金からなる部分を有する医療器具もまた、複雑な
形状や構造を有していても、容易に圧延・鍛造或いは機
械加工を施すことが可能である。

【００４６】本発明はまた、生体適合性・加工性・物性
面で従来技術のＴｉ基合金より優れた新規なＴｉ−Ｚｒ
系合金を用いることが特徴であるため、従来の生体材料
を意識した医療器具がすべて上記Ｔｉ−Ｚｒ系合金から
なる部分を有する本発明の医療器具として応用が可能で
ある。本発明の医療器具としては、例えば、特開平６−
２３３８１１号公報に記載される人工心臓、人工弁、ペ
ースメーカー等；特開平５−７３４７５号公報に記載さ
れる人工関節、骨ネジ、骨プレート等；さらには、ガイ
ドワイヤー、カテーテル、ステント、ステントグラフ
ト、静脈フィルター、人工血管、心室補助装置、および
歯科用インプラントなどが挙げられる。これらのうち、
好ましくは、ステント、ガイドワイヤー、心室補助装
置、及びペースメーカーのハウジング、特にステント、
ガイドワイヤー、心室補助装置である。

【００４７】したがって、本発明の他の概念によると、
本発明によるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性
本体部分を有するガイドワイヤー、ステント、および心
室補助装置が提供される。

【００４８】また、本発明のさらなる他の概念による
と、血液と接触する医療器具であって、該医療器具は本
発明によるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる機能性本体部を有
し、かつ血液と接触する合金表面にヘパリンが共有結合
されていることを特徴とする医療器具、好ましくはガイ
ドワイヤー、ステント及び心室補助装置が提供される。
上記概念による発明は、本発明による合金がＴｉ，Ｚｒ
等、易酸化性金属が多く含まれることを利用して、ヘパ
リンを共有結合でき、抗血栓性を付与できるという本発
明者らによる知見に基づいてなされたものである。

【００４９】上記概念において、Ｔｉ−Ｚｒ系合金か
ら、ガイドワイヤー、ステント、および心室補助装置用
の機能性本体部分を成形する方法は、公知の方法が同様
にして使用できるが、例えば、伸線加工、引抜加工、エ
ッチング、レーザー加工、鋳造、鍛造、プレス加工、切
削およびＭＩＭなどが挙げられる。また、成形される形
状や構造は公知のものと同様のものを成形可能である。

【００５０】上記概念において、血液と接触する合金表
面にヘパリンを結合させる方法としては、公知の方法が
同様にして使用できるが、例えば、合金表面をオゾン酸
化後、ポリエチレンイミンを反応させ固定化し、グルタ
ールアルデヒドを介してヘパリンを固定化する方法が利
用できる。このようにして合金表面にヘパリンを固定化
することにより、血液と直接触れる医療器具に非常に好
適な性質が付与される。また、本発明の医療器具は、ヘ
パリン以外にも抗血栓処理として汎用される材料である
ＤＬＣ（ダイヤモンドライクカーボン）コーティングや
化学蒸着法によるパリレンコート等の被覆やテフロンや
エステル類の表面潤滑化等の修飾処理をしても良い。ま
た、既存のコーティング技術はほとんど併用することが
できる。加えて、薬剤を含む組成物によって被覆するこ
とも、医療器具によって任意に選択できる。例えば、本
発明のＴｉ−Ｚｒ系合金の外表面に酸素拡散硬化、窒素
硬化、物理蒸着、化学蒸着、イオン注入、ドーピング等
の処理を施し表面硬化や表面改質することが可能であ
る。

【００５１】以下、本発明の医療器具の実施態様を図を
参照しながら具体的に説明する。なお、下記表１は、本
発明で用いられる合金の組成例と従来技術の合金の組成
例との比較を示す。下記表１から、本発明の合金の組成
は従来に比べＴｉとＺｒがほぼ同質量含まれ、Ｚｒが相
対的に多いのが特徴である新規な組成であることが分か
る。

【００５２】

【表１】

【００５３】また、下記表２は、上記で作製された本発
明の実施合金例の室温での圧延試験結果（冷間加工性の
適否）とＸ線造影性の試験結果を示す。この際、圧延試
験は、各合金のキャスト板を作製し、その後室温でロー
ル圧延可能か否かを調べた。ひび割れを生じず冷間加工
できたものを○とした。

【００５４】下記表２からも分かるとおり、従来のＴｉ
基合金は、その金属組成が常温では硬くて脆いα相であ
るため圧延・鍛造或いは切削などの機械加工は難しく、
唯一、高温領域で析出する機械加工可能なβ相領域でし
か加工ができないことが知られている。また、Ｚｒ系合
金はＺｒ自体に発火性があり、加工が難しいことはよく
知られている。これらＴｉ合金やＺｒ合金は室温で機械
加工を行うとクラックが入り易く、機械加工が難しいこ
とは衆知の事実である。従って、本発明に用いる素材が
冷間加工可能であるという事実は生体用合金に一般的な
機械加工技術が適応できると言う点で画期的と言える。

【００５５】一方、下記表２において、Ｘ線透視下での
Ｘ線造影性については、各合金キャスト後の板を耐水ペ
ーパーと研磨剤を併用したバフ研磨して、厚みを８０ミ
クロンに合わせて測定した。Ｘ線造影性の測定方法はＡ
ＳＴＭ Ｆ６４０−７９記載の方法により、厚さ１５ｍ
ｍのＡｌ遮蔽板上で測定した。装置は実際の病院のＸ線
撮影装置（ＨＩＴＡＣＨＩ ＤＨＦ−１５８ＣＸ）を用
いた。得られたＸ線画像をスキャナーでパーソナルコン
ピューターに読み込み、デンシトメトリーで陰影を数値
化する方法を採用した。数値は陰影度をグレースケール
で表現し、数字が大きいほど陰が濃い、即ち、Ｘ線画像
上よく見えることを意味する。感覚的に数字の意味を分
かりやすく表現するため、評価合金の肉厚を８０ミクロ
ンとしたとき金の厚みでは何ミクロン相当になるか同時
に測定した金の検量線を用いて換算した。

【００５６】

【表２】

【００５７】さらに、実際の医療現場でのＸ線造影性を
数値化するため、通常行われている冠状動脈の造影剤検
査（ＣＡＧ，Coronary angiography）のＸ線条件（７３
ｋＶ／５００ｍＡ）で、厚みを２０〜１２０ミクロンと
した純金の検量線を人体の上に置いたときの様子を図１
に示す。図１は検量線のＸ線画像であり、５ｍｍ角の純
金板１１を２０，４０，６０，８０，１００，１２０ミ
クロン（画像上１１ａ〜１１ｆである）の厚みに調整し
て並べて、検量線系列は心臓の真上位置にしておかれて
いる。Ｘ線は背中側から照射されており背骨１２と肋骨
１３が観察されている。この時の検量線は図２に示すも
のが得られた。これから、金の厚みとグレースケールの
値は良い相関性を示していることが分かる。また、図２
から、Ｘ線造影性はある程度グレースケールの加成性が
成り立つが、人体の場合バックグラウンド消去が難しく
原点は通らなかった。言い換えると、金の厚みが１０ミ
クロン以下になると骨とのコントラストがほとんどない
ので実質上区別できなく見えなくなる。このため金の検
量線と同時にサンプルを測定することにより数値化を試
みる必要があることが分かった。なお、図１中、人間の
背骨１２はＸ線画像上、造影性は金の厚み２０ミクロン
相当であり、肋骨１３は１２ミクロン相当程度であるこ
とが分かった。

【００５８】さらに、血管造影においては造影剤をカテ
ーテルを通して血管内に注入し血管を図３に示すが、こ
の画像から先ほどの図２検量線を用いて液体の造影剤を
注入した場合の造影剤は、場所による濃淡の差はある
が、冠状動脈の左冠動脈の＃６、即ち、図３中１４の近
辺で平均５０ミクロン相当のＸ線造影性を示すことが分
かった。つまり、金の５０ミクロンレベルが医師が日常
診断に用いている画像レベルであり、くっきり良く見え
る造影性レベルと言える。これに対して、一般の造影用
ガイドワイヤー（０．０３５インチ）は金の厚み３３ミ
クロン相当であり、造影性ガイドワイヤーは医師や放射
線科技士によれば視認性が良いとされており、Ｘ線透視
下の視認性は従来汎用されている血管造影用の太いガイ
ドワイヤー（外径０．０３５インチ）程度あれば良く視
認でき、このＸ線造影性が一つの目標数値となり得る。
実際には、金の２０ミクロンの厚みの板１１ａは背骨１
３と区別が可能であり、肋骨１３と背骨１２は重なって
も識別できることから、金の２０ミクロン相当のＸ線造
影性を目標数値とすれば良いことが分かった。今回のＸ
線造影性の実験結果から、Ｘ線造影性の最低レベルは金
の１０ミクロン程度であり、１１ｄ，１１ｅ，１１ｆの
画像から金の８０ミクロン以上は必要ない事も分かっ
た。このため、金換算のＸ線造影性の数値で表わした際
に、肋骨１２ミクロンと造影剤５０ミクロンの間の造影
性が適度なＸ線造影性であると考えることができ、より
好ましくは金の厚みで２０〜４０ミクロンが適度なＸ線
造影性の範囲であると考えられる。具体的には、サンプ
ルのトータルの肉厚を厚さ８０〜１００ミクロンとした
とき、Ｘ線造影性は純金の２０〜４０ミクロン相当であ
ることが目標となる。この点に関しては、上記表２から
本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金がその条件を好適に満たすこ
とが分かる。また、上記表１及び２中の本発明の合金例
５に示されるように、Ｔａ，Ｓｎ等の含有量で造影性を
コントロールできることも分かった。したがって、本発
明では、Ｘ線造影性は試料の厚みに依存するので、製品
の設計時に厚み・機械強度を設定し、合金組成を調整す
ることにより造影性を適度にコントロールして適度な造
影性を有する医療器具の提供が可能である。上記表１及
び２中の本発明の合金例４に示されるように、貴金属
（Ａｕ）を添加元素として加えて造影性をコントロール
することも可能である。なお、一部、Ｔｉ合金の高Ｎｂ
合金やＺｒ単体がこの範囲に含まれるが、冷間加工性が
不可能であり加工性が悪いので実用的ではない。

【００５９】さらに、下記表３に本発明の合金例の機械
的特性値として引張試験結果、曲げ試験結果及び硬度の
測定結果を示す。ただし、曲げ試験結果は室温で圧延が
可能でクラックのない板材についてのみ行ったため、従
来技術の合金例は測定できなかった。文献および特許記
載の数値から、従来のＴｉ合金は引張強度で１０００Ｍ
Ｐａより低く、ステンレス鋼のＳＵＳ３１６Ｌは９４０
ＭＰａ程度であることが知られており、これから、引張
強度は本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金例の方が高く製品の設
計上有利であることが考察される。

【００６０】

【表３】

【００６１】本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金では、厚み８０
ミクロンでＸ線造影性は金２０ミクロン相当以上とな
り、肋骨・背骨との織別が可能で、造影剤より薄く識別
が可能である。従って、適度なＸ線造影性を有すること
が分かった。また、従来材料より加工性と機械強度も優
れることが分かった。この性質は血管系ステントやマイ
クロガイドワイヤーにとっては重要な特性であるので、
下記実施例の項でさらに詳細に説明する。

【００６２】図５及び６は、本発明の合金を直径０．５
ｍｍの線材にしたときの核磁気共鳴診断装置（本明細書
では、単に「ＭＲＩ」とも称する）の画像である。ま
た、図４は、試料の配置に関する斜視図であり、直径
０．５ｍｍ、長さ６ｃｍの線材を生理食塩水を満たした
パットにならべた様子を示している。図４中、符号４は
プラスチック製容器であり、符号４０は生理食塩水であ
る。符号４１〜４７は試料の金属線材である。符号４１
は市販のステンレス鋼の３１６Ｌ材であり（以下、「Ｓ
ＵＳ３１６Ｌ」と略記する）、符号４２は市販のステン
レス鋼の３０４１材であり（以下、「ＳＵＳ３０４」と
略記する）、符号４３は市販のβチタン鋼のＴｉ−６Ａ
ｌ−４Ｖ材であり（以下、「６４Ｔｉ」と略記する）、
符号４４は本発明の合金例−１のＴｉ−３４．８Ｚｒ−
１１．８Ｎｂ−２３．０Ｔａ合金（組成は質量％）から
作製されたＴｉ−Ｚｒ合金線であり（以下、「Ｔｉ−Ｚ
Ｒ合金」と略記する）、符号４５は市販のＪＩＳ二種の
純Ｔｉ線であり（以下、「Ｔｉ」と略記する）、符号４
６は市販のＮｉ−Ｔｉの超弾性線であり（以下、「Ｎｉ
−Ｔｉ」と略記する）、符号４７はステンレス鋼の６３
１材である（以下、「ＳＵＳ６３１」と略記する）。実
際の装置：ＨＩＴＡＣＨＩ ＭＲＰ７０００（磁場強度
０．３テスラ）を用いて線材試料の長手方向に垂直な断
面のＭＲ画像（図５）と試料の長手方向に平行に試料断
面のＭＲ画像（図６）を得た。図５は、縦断面を観察し
たときの画像例であるが、従来から問題とされる符号４
２のＳＵＳ３０４及び符号４７のＳＵＳ６３１等は非常
に大きなアーチファクトを生じることが分かる。また、
０．５ｍｍの線材が棒のように拡大されており診断画像
に影響を与えてしまう。例えば、図５の画像で４１の３
１６Ｌは４２のＳＵＳ３０４の大きなアーチファクトの
影響で画像が流れていることが観察され、４３の６４Ｔ
ｉは所在が確認できなくなってしまっている。これに対
して、４４，４５，４６のＴｉ系線材は画像にほとんど
影響を与えずほぼ等倍の画像が得られた。次に、図５の
縦断面の観察後、４２，４７はアーチファクトが大きす
ぎる試料であることが分かったので、４２のＳＵＳ３０
４及び４７のＳＵＳ６３１を測定試料から除き、横断面
を観察し、その結果を図６に示す。４１のＳＵＳ３１６
ＬはＭＲ観測上画像に若干のアーチファクトを生じるこ
とが知られている材料である。４１のＳＵＳ３１６Ｌと
の比較で本発明の合金例のＴｉ−Ｚｒ合金線材４４がア
ーチファクトを生じずＭＲＩ観察できることが分かる。
このことは同時に観察した４３のβ−Ｔｉ合金の６４Ｔ
ｉ線、４６のＮｉ−Ｔｉ線や４５の純Ｔｉ線と同等であ
った。なお、４６のＮｉ−Ｔｉ超弾性合金や４５の純Ｔ
ｉがＭＲＩ下でアーチファクトを生じないことは既に公
知である。

【００６３】さらにまた、図７は、本発明に用いるＴｉ
−Ｚｒ系合金の１Ｎ塩酸中でのアノード分極試験の結果
を純Ｔｉとの比較を示す。この実験は、胃の中での留置
を想定したもので、合金や純Ｔｉが胃酸という非常に過
酷な条件で腐食されないかどうかを調べる試験である。
純Ｔｉ（ＪＩＳ二種）はＳＵＳ３１６Ｌや生体用コバル
ト合金やＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ，ＥＬＩ合金などのβ−Ｔ
ｉ合金より、耐腐食性に優れることが既に知られている
が、本発明で用いるＴｉ系合金は、電流値が純Ｔｉより
さらに低く、格段に耐腐食性が良いと言える。即ち、本
発明で用いるＴｉ系合金は、最高レベルの耐腐食性をも
った合金であると言え、生体材料として好適であること
が分かった。

【００６４】上述したように、本発明で用いるＴｉ系合
金は医療器具素材、生体用材料として好適な新規なＴｉ
−Ｚｒ系合金であることが十分理解されるが、この合金
の更に具体的な医療器具への適応例を下記実施例におい
て説明する。本発明は、生体適合性・加工性・物性面で
従来技術のＴｉ合金より優れた新規なＴｉ−Ｚｒ系合金
を用いることが特徴であり、従来の生体材料を意識した
医療器具にはすべて応用が可能である。例えば、例え
ば、特開平６−２３３８１１号公報に記載される人工心
臓、人工弁、ペースメーカー等；特開平５−７３４７５
号公報に記載される人工関節、骨ネジ、骨プレート等；
さらには、ガイドワイヤー、カテーテル、ステント、ス
テントグラフト、静脈フィルター、人工血管、心室補助
装置、および歯科用インプラントなどが挙げられる。こ
れらのうち、好ましくは、ステント、ガイドワイヤー、
心室補助装置及びペースメーカーのハウジング、特にス
テント、ガイドワイヤー、心室補助装置に好適に用いる
ことができる。

【００６５】

【実施例】以下、本発明を下記実施例を参照しながらよ
り詳細に説明するが、本発明は下記実施例に限定される
ものではない。

【００６６】実施例１：ステント 表１の合金例−５であるＴｉ−３６．２Ｚｒ−１２．３
Ｎｂ−１２．０Ｔａ−７．９Ｓｎ合金（質量％）のパイ
プを作製した。ステントの製造方法と構造デザインの詳
細は特開平９−２９９４８６号公報に開示されるのと同
様である。概略は外径１．４ｍｍ、肉厚０．１０ｍｍの
パイプを長さ５０ｍｍにカットして、パイプ上にＹＡＧ
レーザーで図９の展開図で示されるステントのパターン
を形成した。バリ取りと表面研磨を施し、図８の部分省
略断面図で示される形状のステント８０を作製した。ス
テントストラット８１の幅は０．１５ｍｍ、肉厚は０．
０８ｍｍに仕上げた。ステントのデザインは他に種々の
ものが適応でき、様々な形状デザイン・製造方法が好適
に利用できる。例えば、ステンレスの平板にステントパ
ターンを打ち抜いた後、管にして溶接して作製する方法
での製造も可能である。ステントパターンの打ち抜きに
は、フォトアプリケーションと呼ばれるマスキングと化
学薬品を用いたエッチング方法、型による放電加工法、
機械的な切削加工法が利用できる。また、スロッティド
タイプ以外にもワイヤーを用いたメッシュタイプやコイ
ルタイプのステントも本発明の素材で容易に作製でき
る。本発明のＴｉ−Ｚｒ合金は冷間加工が可能な為、従
来のステンレス素材やＴａを前提としたステントデザイ
ン・加工法を容易に適応でき、種々のステントに応用可
能である。

【００６７】本発明で表１の合金例−５を用いて、スト
ラットの厚みを８０ミクロンとしたステント８０を作製
し、バルーン１０１上にマウントし、図１０に示される
ように、豚冠状動脈の左冠状動脈（ＬＡＤ＃６）にステ
ント８０を運搬し、バルーン１０１を拡張することによ
り、ステントを所定の位置に留置した。なお、血管１０
０および血管の狭窄部１０２に予めガイドワイヤー１０
３を通過させ、ガイドワイヤー１０３に沿ってステント
システム１０４を挿入する。図１０はステント手技の説
明図である。

【００６８】本発明のステント８０は従来の同デザイン
のステンレス製のステントに比べ素材の弾性率が４分の
１と低いため、ステント８０自体の柔軟性も向上し、デ
リバリーバルーン＋ステントのステントシステム１０４
の拡張バルーン部全体１０５の柔軟性が向上し、屈曲の
強いトーチャスな血管にもデリバリーがさらに容易とな
った。すなわち、本発明のステント８０は、柔軟性に優
れるため、曲がった血管であっても血管に沿って、所定
の部位にまでステントを運搬・留置することが可能であ
った。また、本発明のステント８０の弾性率は、従来の
材料のステンレス鋼ＳＵＳ３１６Ｌに比べ格段に低いの
で、血管形状に馴染みやすくコンフォーマビリティー優
れるステントとなった。さらに、機械強度はステンレス
ＳＵＳ３１６Ｌと同等以上であり拡張保持力等に影響は
なかった。Ｘ線透視下の視認性は期待通りで、数値とし
て純金の２４ミクロン程度の厚みがあり、肋骨の２倍の
造影性があり背骨とも明瞭に区別でき、ステント８０の
ストラット８１が目視確認できた。この点については、
従来、ステンレス製のステントはＸ線造影上全く見えな
いことが臨床上指摘されており、ステントの留置位置の
決定に支障をきたしていたため、非常に好ましいといえ
る。なお、ステンレス製のステントでも肉厚を極端に厚
くすれば視認できるようになるが、その分ステントの柔
軟性が損なわれ、デリバリー性能が損なわれることは自
明である。本発明のステント８０は、背骨の上でも金の
２４ミクロンのＸ線造影性を有することから人体の組織
と識別でき、確認造影で造影剤を流すと造影剤通過の様
子が観察された。ステント８０は金の２４ミクロン程度
のＸ線造影性であり透けて見える程度のＸ線造影性を有
している。従って、金の５０ミクロン程度のよりコント
ラストの強い造影剤の通過ははっきりと観察できること
が予想できる。逆に、Ｘ線造影性の強い所に、より薄い
造影性のものを流しても確認しづらくなる。従来のＴａ
を素材としたステントは強度保持のためストラットの直
径が１３０ミクロン程度の太さがあり、厚みもあるので
金の１００ミクロン程度のＸ線造影性を有する。つまり
必要以上にはっきり見えすぎてコントラストが強くステ
ント内腔が分からないと言う問題を有する。従って、よ
りＸ線造影性の低い造影剤の通過の様子は事実上観察で
きなかった。また、拡張後のステント内径の測定は内部
が透けず分からないため不可能であったり、ステントが
再狭窄してきているかどうかも造影剤を流して確認しづ
らいと言う問題があった。このため、骨との識別が可能
でかつ造影剤の通過が観察できるような適度な造影性を
持ったステントが望まれていた訳であるが、本発明のス
テント８０は造影剤と明確にＸ線造影性が異なり、透け
て見える適度な造影性を有することが確認できた。さら
に本発明のＴｉ−Ｚｒ系合金製ステント８０は長期の生
体適合性と加工性と高強度と柔軟性を兼ね備えており、
安心して埋め込める理想的なステントとなった。

【００６９】実施例２：ヘパリンコーティングステント 実施例１と同様にして作製した本発明のステント８０に
特開平１０−１５５１１９０号公報に記載と同様の方法
でヘパリンコートを施した。特開平１０−１５１１９０
号公報に記載の方法におけるヘパリンの共有結合は、本
ステント８０の素材がＴｉ，Ｚｒ，Ｎｂ，Ｔａ等の易酸
化性の金属素材からなることから、オゾン酸化による表
面酸化が可能なため、容易にカップリング材を結合で
き、したがって、アミノ化ヘパリンの反応も可能であ
り、ヘパリンが共有結合できた。また、その効果は、特
開平１０−１５５１９０号公報に記載のステンレス製ス
テントにヘパリンコートしたものと同等の抗血栓性効果
が動物実験で認められた。

【００７０】実施例３：ガイドワイヤー カテーテルの案内具として用いられるガイドワイヤーの
素材に関する要求物性は特公平３−０１５９１４号公報
等に詳しく述べられている。Ｎｉ−Ｔｉ超弾性合金やア
モルファス合金がこれまでガイドワイヤーに好適な材料
として提案されてきたが、本発明の合金も低弾性率かつ
高強度かつバネ性を有するので適応可能である。

【００７１】また、本発明のＴｉ−Ｚｒ合金を用いるこ
とにより、従来合金に比べＸ線造影性が顕著に改善され
るので、特にマクロガイドワイヤーをつくることができ
る。当然ながら、通常の特公昭６２−２０８２７号公報
に記載のスプリングタイプのガイドワイヤーや特公平２
−２４５４９号公報や特公平２−２４５５０号公報に記
載の比較的低剛性の先端部を有するプラスチック被覆タ
イプのガイドワイヤーに用いることも可能である。

【００７２】好適な一例として、下記マイクロワイヤへ
の適応例を解説する。非常に細いマイクロワイヤはＮｉ
−Ｔｉの超弾性合金をコアにしたものやステンレス鋼を
コアにしたものが従来代表的に用いられるが、コア素材
自体のＸ線造影性は乏しいので、外径が０．０１６イン
チ以下のワイヤーになるとＸ線透視下での視認性を補う
ため、造影フィラーを混練した樹脂で被覆するほかに造
影マーカーをプラスするなどの工夫がなされていた。し
かしながら、医療現場の要求は更に細い外径０．０１０
インチや０．００７インチのガイドワイヤーを要求する
ようになってきている。この場合、造影マーカーや造影
層は極端に薄くならざるを得ない。その場合、ガイドワ
イヤーのコア自体に造影性がないとガイドワイヤー自体
が見えなくなる。また、ガイドワイヤーは曲がりくねっ
た血管内に挿入され、柔軟でかつバネ弾性を要求され
る。加えて、目的の血管を選択するため屈曲した状態
で、遠位端部へ手元からのトルクが伝達される必要があ
る。

【００７３】本発明の合金例−４のＴｉ−３４．４Ｚｒ
−１１．７Ｎｂ−２２．７Ｔａ−１．２Ａｕ（質量％）
は、合金例１の合金を母合金として１．２質量％の純金
を加えることにより、作製した合金である。この合金例
−４の合金をコア１１１に用いて、図１１の部分断面斜
視図で示されるガイドワイヤー１１０を作製した。コア
１１１は造影剤を混練した被覆樹脂１１２で先端部から
３０ｃｍ迄、部分的に樹脂被覆し、ガイドワイヤー１１
０操作近位部は合金そのものを裸で用いた（図示せ
ず）。また、先端樹脂の表面には、特公平１−３３１８
１号公報に記載の湿潤時潤滑性を発現する親水性コート
樹脂を被覆した（図示せず）。本発明の合金例−４を用
いて作製された基部外径０．０７インチで、先端部外径
０．０７インチ、先端柔軟部コア径が０．０５ｍｍのガ
イドワイヤーは、コアの合金そのものに金の２５ミクロ
ン程度のＸ線造影性を有するのでＸ線透視下で観察可能
であった。実際に観察された本発明のガイドワイヤーの
Ｘ線透視下での視認性はＸ線造影剤を含有した樹脂被覆
相を有するのでＸ線造影性は金の３０ミクロン相当であ
った。従来、ガイドワイヤーの視認性の問題と細径化し
たときの引張強度が不足するため、先端部のコア径を細
径化するのは設計上限界があった。これに対して、本発
明の合金例−４は１５００ＭＰａもの引張強度であり、
安心して細径化に挑戦できた。さらに、ヤング率が６
５．２ＧＰａと低弾性率でありながら、２５００ＭＰａ
もの３点曲げ強度を有しており、しなやかで強いしかも
反発弾性を有するガイドワイヤーに最適な素材であり、
ガイドワイヤー１１０として使用した場合、トルク伝達
性、腰強度等について非常に好適な特性を示した。

【００７４】実施例４：遠心式ポンプタイプの左室補助
装置 本発明の合金例−２のＴｉ−２９．８Ｚｒ−１２．１Ｎ
ｂ−２３．６Ｔａ（質量％）を用いて、特開平９−３１
３６００号公報に記載の遠心ポンプタイプの左室補助装
置１２０を作製した。図１２は、本実施例の左室補助装
置をインペラ部分にて切断した断面図である。図１２の
ハウジング１２１を本発明の合金例−２を用いて作製し
ている。ハウジング内部の血液と直接触れる流路１２１
ａおよびインペラ１２２には、特開平１０−１５１１９
０号公報に記載されるのと同様にしてヘパリンコートを
施した。駆動原理に磁気浮上を用いるために、インペラ
１２２には永久磁石１２３が装着されている。ハウジン
グ部は外部電磁石（図示せず）により、永久磁石１２３
が反発浮上してインペラ１２２は接触軸なしに回転す
る。インペラ１２２の回転により、血液は流入ポート
（図示せず）より供給され、流出ポート１２４より排出
される。従って、ハウジングの部材は非磁性でかつ磁気
を良く通す必要がある。従来、ハウジング１２１の素材
は形状が複雑なため、非磁性のプラスチック材料が用い
られ検討が進められていた。しかしながら、長期の動物
実験においてプラスチックの経時劣化による流入または
流出ポート部の破損事故が認められた。血管との接続部
として繰り返し応力のかかるポート部の材質は長期の生
体内での使用を想定すると高分子材料では強度劣化の点
で不十分であり、複雑な形状を作製できる金属系素材が
求められた。生体適合性と非磁性の観点から純Ｔｉ材が
選ばれ、純Ｔｉ合金の切削加工による製作が試みられ
た。しかしながら、純Ｔｉの切削加工性は非常に悪く超
高回転の加工装置を用いても加工に１週間近くの時間を
要し、生産性が悪く価格も相当高価なものになった。こ
れに対して、合金例−２のＴｉ−Ｚｒ合金は圧延性及び
機械加工性に優れ板材のプレス加工の導入と切削加工の
組み合わせが可能となり大幅に加工時間の短縮が計られ
た。また、純Ｔｉに比べ耐腐食性が同等以上であり、生
体適合性に優れるので長期の埋め込みにも純Ｔｉ以上に
安心である。本発明の左室補助装置１２０はハウジング
１２１の加工性が良く量産化とコストダウンにつながる
ことが期待される。なお、インペラ１２２その他の部品
を本発明のＴｉ−Ｚｒ合金で作製することも可能であ
る。

【００７５】

【発明の効果】本発明の医療器具は、生体に為害性のな
い金属であるＴｉ，Ｚｒ，Ｎｂ，Ｔａを主成分とした新
規Ｔｉ系合金からなるので、生体適合性に優れ長期の生
体埋め込み材料として用いることができる。さらにＴ
ｉ，Ｚｒの含量とＴａ，Ｎｂの組成比を特定範囲に限定
することによって、史上最強の耐腐食性と従来合金にな
い低弾性率を有しつつ、高強度と加工性の確保が可能に
なった。従って、本発明の医療器具の設計自由度は格段
に向上した。これにより従来から生体適合性を主な理由
として、加工の難しいＴｉ系材料が用いられてきた人工
関節、人工心臓、補てつ器具、人工血管、人工角膜、鼓
膜チューブ、ペースメーカー等の医療器具に関して生産
性向上とコストダウンに寄与できる。さらにＴａやＳｎ
等のＸ線透視性を付与する元素の含量を適宜調節するこ
とによって、Ｘ線透視下での適度なＸ線造影性の調節能
を本発明の合金は有しているので、Ｘ線透視下に用いら
れるカテーテル類、ステント、ステントグラフト、静脈
フィルター等に好適でかつ適度なＸ線造影性を付与で
き、改良された医療器具を提供できるので、インターベ
ンショナルラジオロジーと呼ばれるＸ線透視下の治療の
進歩に貢献できる。

【００７６】上記利点に加えて、本発明の医療器具は非
磁性の元素から構成されたＴｉ−Ｚｒ系合金であるので
ＭＲＩの画像に影響を与えない。即ち、本発明の医療器
具はＭＲＩと組み合わせて使える内視鏡用具、鉗子、手
術器具、医療用クリップ等の医療器具の提供が可能にな
る。現在、研究レベルであるが、ＭＲＩインターベンシ
ョンと呼ばれる手技があり、これは、Ｘ線の代わりにＭ
ＲＩの画像をたよりに、ＭＲＩ下でカテーテルや内視鏡
を用いた診断・治療を行う手技であり、術者のＸ線被爆
が低減できるメリットから近未来の治療手技として期待
されている。本発明によればＭＲＩインターベンション
に用いられる医療器具を提供でき、医療の進歩に大いに
貢献することが期待される。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、冠状動脈検査の撮影条件で撮影され
た純金のＸ線画像であり、Ｘ線造影性の数値化を説明す
るための写真である。

【図２】 図２は、図１をパーソナルコンピュータによ
り画像処理して得られた純金のＸ線造影性の検量線図で
ある。

【図３】 図３は、ヒト冠状動脈のＸ線造影検査時の左
冠動脈のＸ線画像であり、液体の造影剤が血液に注入さ
れ、血管が描出されている画像であり、造影剤のＸ線造
影性の数値化を説明するための写真である。

【図４】 図４は、本発明の実施合金例のＭＲ画像を撮
影したものであり、測定サンプルの配置を示す斜視図で
ある。

【図５】 図５は、図３に示す配置のサンプル長手方向
に対する垂直断面のＭＲ画像である。

【図６】 図６は、図３に示す配置のサンプル長手方向
に対する平行断面のＭＲ画像である。

【図７】 図７は、本発明の実施合金例のアノード分極
試験結果を示す特性図である。

【図８】 図８は、本発明のステントの一実施例の部分
省略断面図である。

【図９】 図９は、図８に示したステントの拡張前の展
開図である。

【図１０】 図１０は、ステントを挿入状態を説明する
ための説明図である。

【図１１】 図１１は、本発明の一実施例のガイドワイ
ヤーの斜視部分断面図である。

【図１２】 図１２は、本発明の一実施例の左室補助装
置の本体遠心ポンプ部をインペラ部分にて切断した断面
図である。

【符号の説明】

４…プラスチック製容器、 １１，１１ａ〜１１ｆ…純金板、 １２…ヒト背骨、 １３…ヒト肋骨、 １４…ヒト冠状動脈、 ４０…生理食塩水、 ４１…ステンレス鋼ＳＵＳ３１６Ｌ線材、 ４２…ステンレス鋼ＳＵＳ３０４線材、 ４３…Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ合金線材、 ４４…本発明の合金例−１（Ti-34.8Zr-11.8Nb-23.0T
a：質量％）の線材、 ４５…純Ｔｉ線材、 ４６…Ｎｉ−Ｔｉ超弾性合金線材、 ４７…ステンレス鋼ＳＵＳ６３１線材、 ８０…ステント、 ８１…ステントストラット、 １００…血管、 １０１…バルーン、 １０２…血管狭窄部、 １０３…ガイドワイヤー、 １０４…ステントシステム、 １０５…ステントマウント部、 １１０…ガイドワイヤー、 １１１…コア、 １１２…被覆樹脂、 １２０…遠心ポンプ型左室補助装置、 １２１…ハウジング、 １２１ａ…ハウジング内面、血液流路、 １２２…インペラ、 １２３…永久磁石、 １２４…血液流出ポート。

─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１２年１月１２日（２０００．１．１
２）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図２

【補正方法】変更

【補正内容】

【図２】

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図４

【補正方法】変更

【補正内容】

【図４】

【手続補正３】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図７

【補正方法】変更

【補正内容】

【図７】

【手続補正４】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図８

【補正方法】変更

【補正内容】

【図８】

【手続補正５】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図９

【補正方法】変更

【補正内容】

【図９】

【手続補正６】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１０

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１０】

【手続補正７】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１１

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１１】

【手続補正８】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１２

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１２】 ─────────────────────────────────────────────────────

【手続補正書】

【提出日】平成１２年２月４日（２０００．２．４）

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図１

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

【手続補正２】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図３

【補正方法】変更

【補正内容】

【図３】

【手続補正３】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図５

【補正方法】変更

【補正内容】

【図５】

【手続補正４】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】図６

【補正方法】変更

【補正内容】

【図６】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 張 濤 宮城県仙台市太白区金剛沢３丁目17番30号 (72)発明者 佐藤 和也 宮城県仙台市青葉区折立１丁目15番10号 日本素材株式会社内 (72)発明者 黒坂 敬 宮城県仙台市青葉区折立１丁目15番10号 日本素材株式会社内 (72)発明者 尾形 雄二 宮城県仙台市青葉区折立１丁目15番10号 日本素材株式会社内 (72)発明者 王 新敏 宮城県仙台市青葉区折立１丁目15番10号 日本素材株式会社内 (72)発明者 金子 隆 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内 (72)発明者 賀曽利 裕 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 テルモ株式会社内 Ｆターム(参考） 4C059 AA08 4C081 AB13 AB34 AC06 CG03 CG06 CG07 DA01

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 Ｔｉ ２５〜５０質量％、Ｚｒ ２５〜
   ６０質量％、Ｎｂ５〜３０質量％及びＴａ ５〜４０質
   量％からなり、かつＴｉに対するＺｒの質量比が０．５
   〜１．５であり、かつＴａに対するＮｂの質量比が０．
   １２５〜１．５あるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を有
   する医療器具。
2. 【請求項２】 請求項１に記載のＴｉ−Ｚｒ系合金にお
   けるＺｒの一部がＳｎで置換され、かつ該Ｓｎの含有率
   が合金組成の５〜１０質量％であるＴｉ−Ｚｒ系合金か
   らなる部分を有する医療器具。
3. 【請求項３】 請求項１に記載のＴｉ−Ｚｒ系合金にお
   けるＮｂまたはＴａの少なくともいずれか一方がＰｄ、
   Ｐｔ及びＡｕからなる群より選ばれる少なくとも一種の
   置換元素で置換されるＴｉ−Ｚｒ系合金からなる医療器
   具。
4. 【請求項４】 さらに構成元素の全質量に対して、０．
   ０１〜５質量％のＰｄ、Ｐｔ及びＡｕからなる群より選
   ばれる少なくとも一種の添加元素を含む請求項１に記載
   のＴｉ−Ｚｒ系合金からなる部分を有する医療器具。
5. 【請求項５】 請求項１から４のいずれか１項に記載の
   Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部分を有
   するガイドワイヤー。
6. 【請求項６】 請求項１から４のいずれか１項に記載の
   Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部分を有
   するステント。
7. 【請求項７】 請求項１から４のいずれか１項に記載の
   Ｔｉ−Ｚｒ系合金からなる金属製の機能性本体部分を有
   する心室補助装置。
8. 【請求項８】 血液と接触する医療器具であって、該医
   療器具は請求項１から４のいずれか１項に記載のＴｉ−
   Ｚｒ系合金からなる機能性本体部を有し、かつ血液と接
   触する合金表面にヘパリンが共有結合されている事を特
   徴とする医療器具。
9. 【請求項９】 該医療器具はガイドワイヤー、ステント
   または心室補助装置である請求項８に記載の医療器具。