JP2002515785A

JP2002515785A - 一定の特性を有する管腔内補綴具の集団およびその製造方法

Info

Publication number: JP2002515785A
Application number: JP50346398A
Authority: JP
Inventors: ダブリュー．キム，スティーブン
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1996-06-25
Filing date: 1997-06-23
Publication date: 2002-05-28
Also published as: EP0928169A4; WO1997049353A1; EP0928169A1

Abstract

(57)【要約】本発明は、実質的に一定な特性を有する半径方向に拡張可能なステント(14)の集団、および所定の、一定の熱的および機械的性質を有するステントの集団の製造法である。この方法は、ステントを、所望の直径を有する中空のチューブに変形する工程、およびステントを、合金の微小構造を均質化するに十分加熱し、それによってステントの延性を約40％〜50％ひずみまで増加する工程を包含する。加熱後、ステントを体温未満のA_f温度で所望の直径に形状設定される。高い延性と均質化された微小構造は、疲労寿命を増加し、そしてステントの集団の一定性を改善する。さらに、本発明の方法は、上記A_f温度を加工の間にシフトアップまたはダウンすることを可能にし、最終A_f温度のより正確な制御を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】一定の特性を有する管腔内補綴具の集団およびその製造方法関連出願への相互参照本出願は、合衆国仮特許出願第60/020,963号（1996年６月25日出願）の一部継続出願であり、その全開示は、本明細書中に参考として援用される。発明の背景１．発明の分野本発明は、一般に、移植片、ステント、ステント-移植片などのような、半径方向に拡張可能な管腔内補綴具に関する。より詳細には、本発明は、実質的に一定かつ予測可能な特性を有する半径方向に拡張可能な管状補綴具の集団、および補綴具の集団を形成するための方法を提供する。移植片、ステント、またはステント-移植片として通常知られている、管腔の補綴具は、血管または他の解剖学的管腔のセグメントを開放保持するために機能する管状形状デバイスである。これらのステント-移植片、ステント、および移植片は、種々の医療目的のために提供される。例えば、ステントは種々の身体管腔（例えば、血管、ならびに輸尿管、尿道、胆管道、および胃腸管道）に、開存性を維持するために配置され得る。ステントは、例えばバルーン血管形成手順の間に起こり得る、動脈組織における動脈解離を支持するために特に適切である。このような動脈解離は、動脈を閉塞し得、そしてそれを通る血液流れを妨げる。さらに、ステントは、例えば大動脈の動脈瘤（例えば、腹大動脈中に生じ、通常腎動脈の下で始まり、そしてしばしば腸骨動脈の内の１つまたは両方の中に遠位方向に広がる動脈瘤）の修復手順において、弱くなった血管を裏うちするか、または置き換えるためのステント-移植片を形成する移植片を支持するために使用され得る。ステント-移植片は（以後ステントと称する）は、代表的には、Dacro n^TMのような編まれたポリエステル、またはPTFEのような可塑的に拡張可能な材料を含み得る分離したライナーまたは「移植片」を、円柱状のフレームまたは「ステント」に付着することによって形成される構造を言う。多くの型のステントは、代表的には、管状材料（例えば、ステンレススチールまたはニッケルチタン合金（すなわち、Nitinol^TM）製の管材から製造され、これは、ステントに成形される場合、半径方向に拡張するように作製され得る。このようなステントは、管腔開存性を維持するための機械的なフープ(hoop)強度を有し、および／または管腔壁強度を機械学的に増強する。延性の拡張可能なステントは、それらの圧縮された状態から、内力によって拡張し、管腔または脈管を満たす。半径方向に自己拡張するステントは、代表的には、付与された応力によって変形され、次いでその当初の応力をうけない形状にはね返り得るか、または回復し得る材料から作製される。拡張された形状の記憶を有する形状記憶合金は、ステントにおいて特に有益である。なぜなら、これらの合金は、拡張され得るか、またはより小直径または不安定な形態に変形され得、そして小直径のアクセスデバイス（例えば、導入カテーテル）を通じて脈管構造中に内管腔的に導入され得るからである。代表的には、形状記憶合金は、熱の付与の際、または束縛（例えば、導入カテーテル）の除去の際に、その不安定な形態をからその当初の安定な形態に戻るか、または戻ろうとする。金属合金（例えば、Nitinol^TM）の中で、形状記憶を有する能力は、合金がオーステナイト状態からマルテンサイト状態への可逆的変態を受けるという事実の結果である。状態間の変態は、温度変化によって引き起こされ得、ときに熱弾性マルテンサイト変態と言われる。そのような合金から作製される物品は、合金がオーステナイト状態からマルテンサイト状態へ変態する温度未満に冷却される場合、その当初の形態から新しい形態へ変形し得る。この変態が始まる温度は、通常M_sと言われ、そしてそれが終わる温度はM_fと言われる。したがって、変形された物品が、合金がオーステナイトに戻りはじめる温度（A_sと言われる）に暖められる場合、変形した物体は、その当初の形態に戻り始める（A_fは、その復帰が完全である温度である）。この現象のさらなる記載は、Duerigの米国特許第4,935, 068号に見出され、その完全な開示は、本明細書中に参考として援用される。特定の条件下で、形状記憶合金は、偽弾性または超弾性を示すことが知られ、代表的には、応力誘導マルテンサイトと言われる。形状記憶合金が応力誘導マルテンサイトを示しているとき、それは、M_sより上だが（その結果、オーステナイト段階は初期には安定である）、M_d（マルテンサイト形成が応力下でさえ起こり得る最大の温度）未満の温度で応力を受ける。合金は、最初、弾性的に変形し、次いで臨界応力で、応力誘導マルテンサイトの形成によって変態し始める。温度がA_sより上であるならば、マルテンサイトは不安定であり、そして束縛の開放に際してオーステナイトに変態して戻る。応力誘導マルテンサイトステント医療用デバイスのさらなる記載は、Jervisの米国特許第4,665,906号に見出され得、その完全な開示は、本明細書中に参考として援用される。ステントおよびステント-移植片を製造するために、円筒状の、間隔を置いて配置されたスロットまたは開口部は、通常、中空チューブの壁として、代表的にはレーザー切断またはフォトエッチング方法により切断される。あるいは、ステントは、平らなシートから形成され得、それは、スロットがレーザー切断、フォトエッチング、電子放電機械加工(EDM)、打ち抜き加工などによって切断された後、ほぼ円筒状形態に変形される。この比較的新しい手順は、同時係属中の、共に譲渡された米国特許出願第08/593,515号（1996年１月30日出願）に記載され、その完全な開示は、本明細書中に参考として援用される。次いで、中空管におけるスロットまたは開口部は、研磨加工されて、ステントの粗い表面から鉱滓粒子および他の破片を取り除く。一旦ステントが形成されると、スロット管は拡張され、そして形状記憶合金は、ステントが身体管腔内への移植および拡張に適切な、特定の機械的および熱的性質を有するように加工される。ステントの製造における重要なパラメータは、実質的に一定かつ予測可能な特質を有するような多数のステントを加工する能力である。このことは、自己拡張性ステントの製造において特に重要である。なぜなら、いくつかのステント性質は、ステントが実際に患者の脈管構造内に配置されるまでは発見され得ないからである。患者の脈管構造内において所望の挙動または性質を示さないステントは、失敗した配置または後のステント移動を生じ得、それは外科的手順の間に患者を傷つけ得、または外傷もしくは他の合併症を引き起こし得る。ステントによって示される１つの重要な特性または性質は、ステントがオーステナイト状態に変態し、そして身体管腔内においてその最終的に拡張された直径まで拡張した後に、管腔壁に対してステントによって付与される半径方向の力である。半径方向の力は、ステントまたはステント-移植片が脈管中に係留し、脈管を開放保持し、そしてステントに付与される負荷（ステントを通る血流または患者の心拍からの脈管の拡張および収縮）によるステントの移動を防止する機構である。管腔壁に対して働く比較的小さい半径方向の力は、ステントが、身体管腔に沿って移動することを可能にするが、一方で比較的大きな半径方向の力は、例えば動脈瘤の成長に寄与することによって、管腔壁を潜在的に損傷する。熱弾性ステントは、通常、体温未満の変態温度A_f（すなわち、身体管腔内においてステントが完全にオーステナイト状態に戻る温度）を有するように形成され、その結果、ステントは、身体管腔内における標的部位で放出される場合、自動的に拡張する。しかし、形状記憶合金は、通常、非常に組成に敏感であるため、それらの変態温度を正確に制御することは、しばしば困難である。さらに、ステントのA_f温度は、しばしばカテーテル内で熱サイクル状態の間にシフトし得る。ステントによって奏される半径方向の力はA_fに相関するので、A_fにおける上方シフトは半径方向の力を減少する。さらに、A_fにおける上方シフトは、A_fが体温より上昇することを引き起こし、その結果、ステントは、移植後、オーステナイト状態に変態しない。ステントの別の重要な性質は、それらの疲労寿命、または長年にわたって、身体管腔内で負荷に耐えるそれらの能力である。ステントが繰り返し応力サイクルに供される場合、疲労は、ステントの破損を引き起こし得る。これらの繰り返し応力サイクルは、身体管腔内種々の負荷（例えば、血流、脈管の継続的拡張および収縮など）によって引き起こされ得る。これらの負荷は、最終的にはステントが完全に破損すること、または管腔壁に対するそのグリップを失うことを引き起こし得、そのことは患者への潜在的な損傷を引き起こし、そして破損したステントを除去し、そして同じ部分の患部脈管に第２のステントを配置するか、または脈管の外科学的修復を行う別の外科学的手順をしばしば必要とする。これらおよび他の理由のために、患者の脈管構造内への配置に際し、およびその後に、実質的に一定かつ予測可能な特性を示す、弾性管腔内補綴具の集団を製造するための方法および装置を提供することが所望される。これらの方法および装置は、長い疲労寿命ならびに束縛された貯蔵条件および／または患者の脈管構造への管腔内伝達の間に安定のままである、一致した予測可能な相転移温度A_fを有する、比較的多数のステントを製造し得る。ステントが身体管腔内において、ステントの移動を減少し、そして身体管腔に対する損傷が最小になるように拡張された後、管腔壁に対して実質的に一定な半径方向の力を奏し得るステントの集団を製造することが、さらに所望される。２．背景技術の説明ニッケル／チタン形状記憶合金の性質は、T.M．DuerigおよびA.R．Peltonによる「TI-NI形状記憶合金」（Materials Properties Handbook，Titanium Alloys ，ASM International 1994からの再版）という題の論文、ならびにC.M．Jackson ，H.J．WagnerおよびR.J．Wasilewskiによる「55-Nitinol-記憶を備えた合金：その物理治金学、性質および応用」（Technology Utilization Office，Nationa l Aeronautics and Space Administration(1972))という題の論文に記載されている。形状記憶合金のような弾性材料を取り込む外科デバイスは、米国特許第5,254, 130号、同第5,486,183号、同第5,345,937号、同第4,512,338号、同第4,601,283 号、欧州特許出願第0 688 545 A1号、およびカナダ特許出願第2,079,944号に記載される。米国特許第4,935,068号は、形状記憶合金のいくつかの基本的な性質を教示する。Jervisによる米国特許第4,665,906号は、カテーテルおよびカニューレを含む医療デバイスを開示し、それはある形状記憶合金の、偽弾性または応力誘導マルテンサイト(SIM)性質を使用する。Fountainによる米国特許第4,310,3 54号は、得られる合金の変態温度A_fを制御するために、粉末治金学によって変態温度が異なる合金をブレンドする方法を開示する。Simpsonによる米国特許第4,6 31,094号は、形状記憶合金に基づくニッケル／チタンの変態ヒステリシスを増加するプロセスを開示する。Brookによる米国特許第4,067,752号は、形状記憶合金の可逆性を増加するためのプロセスを開示する。発明の要旨本発明は、実質的に一定かつ予測可能な特性を有する弾性または偽弾性管腔内管状補綴具の集団、ならびに管腔内補綴具の集団を製造するための方法を提供する。本発明は、患者の身体脈管腔内における最小侵襲性送達および移植のために構成される血管腔内ステント、移植片、またはステント-移植片の集団を製造するために特に有用である。本発明は、補綴具が患者に配置されるまでは、弾性補綴具によって示される正確な機械的および熱的性質を知り得ないために、有利である。したがって、一定かつ予測可能な特性を有する多数の管腔内補綴具を提供することは、身体脈管の中への移植前、移植間および移植後の最適な実行を可能にし、そしてそれは、補綴具の破損またはこれらのデバイスの不適切、および予測されない性能にともなうその他の結果を最小にする。本発明による弾性または偽弾性管腔内補綴具の集団は、通常、少なくとも２つの補綴具、好ましくは少なくとも10の補綴具、そしてより好ましくは100より多い補綴具を含む。各補綴具は、解剖学的構造の管腔を通る送達のためのサイズであり、そして第１および第２の開口末端ならびにそれらの間の内部管腔を有する中空の半径方向に拡張可能なチューブを含む。チューブは、好ましくは穿孔され、またはスロット状であり、半径方向の拡張を容易にする。中空のチューブは、 Nitinol^TMのような形状記憶合金材料を含み、それは付与される応力によって小直径に変形され、次いで応力が除去される場合、大直径にはね返るか、または回復し得る。形状記憶合金は、熱弾性挙動を呈し得、その結果、ステントは、熱の付与によってより大直径に変形するか、またはそれは偽弾性または超弾性挙動を示し得、ここでステントは、束縛の除去の際により大きな直径に戻る。前者の場合において、形状記憶合金は、好ましくは、体温未満または37℃未満のA_f温度においてより大きな直径に戻る。後者の場合において、形状記憶合金は、通常、体温において応力誘導マルテンサイトを呈し、その結果、ステントは、導入カテーテルのような束縛デバイスの除去の際により大きな直径に戻る。本発明の第１の局面において、管腔内補綴具の集団は、各ステントが半径方向に拡張された形態で身体脈管内に配置される場合、ステントは壁に補綴具を安全に係留するため、および脈管に実質的な損傷を引き起こすことなしに身体脈管を開放保持するために十分な脈管壁に対する半径方向の力を奏する。集団内において各補綴具によって奏される半径方向の力は、実質的に等価であり、そして代表的には、個々の脈管および補綴具の機能に依存する。通常、半径方向の力は、脈管壁を、脈管の内径の約１〜20％の間、そして好ましくは脈管内径の約５〜10％で半径方向に膨張させるに十分である。この半径方向の力は、代表的には、それらを通る血流、患者の継続的な心拍の間の血管の拡張および収縮、ならびに補綴具に付与されるその他の負荷による、標的部位からの補綴具の移動を防止するに十分に大きい。さらに、補綴具によって付与される半径方向の力は、脈管壁への損傷（例えば、動脈瘤生長、異常脈管膨張など）を最小にするに十分に小さい。本発明の第２の局面において、補綴具の集団は、身体管腔において実質的に等価な最終A_f温度を示す。通常、各補綴具のA_f温度は、所望の温度の約５℃以内、そして好ましくは所望の温度の約２℃以内にはいる。各補綴具によって奏される半径方向の力は、一般に、A_f温度に相関し、この温度を正確に制御することは、半径方向の力の制御を容易にする。さらに、所望のA_f温度は、代表的には、実質的に体温（すなわち、37℃）未満であり、各補綴具が患者の体内において所望の拡張された形態に戻ることを効果的に確実にする。通常、所望の温度は、約-20 ℃〜35℃の間、好ましくは約25℃〜35℃の間、そしてより好ましくは約28℃〜30 ℃の間である。好ましい形態において、補綴具の集団は、各補綴具が束縛された貯蔵状態にあり、および／または患者の身体を通る管腔内導入（例えば、アクセスデバイスおよび導入カテーテル）の間にある場合、A_f温度が実質的に安定のままであるように構成される。ステントが、束縛された貯蔵状態にあり、そして配置および移植間にある間にステントに付与される熱的および機械的負荷は、A_f温度が拡張された状態への変態前に上昇することを、しばしば引き起こす（しばしば、自由回復 A_fシフトと言われる）。本発明は、自由回復A_fシフトを最小にする。通常、各補綴具のA_f温度は、所望の温度の約10％未満、そして好ましくは、所望の温度の約５％未満という率によってシフトする。本発明の第３の局面において、管腔内補綴具の集団は、各補綴具が身体管腔内において拡張された形態で配置される場合、少なくとも５年、好ましくは10年より長い疲労寿命を有するように形成される。本明細書中で用いる場合、疲労寿命は、一般に、ステントまたは移植片が破損することなしに繰り返し応力サイクルに供され得る時間の長さを言う。ステントの破損は、管腔開存性維持するため、または管腔内で補綴具を適所に保持するに十分なフープ強度の損失、ステントの一部（例えば、ステント内の軸方向または周縁の支柱(strut)、または梁要素）の破裂、断絶、または崩壊および身体管腔内における所望の機能を実施することのステントの不能を生じる管状体における他の崩壊を含む。繰り返し応力サイクルは、代表的には、身体管腔内における種々の負荷（例えば、血流、脈管の拡張および収縮など）によって引き起こされる。ステントの疲労寿命を増加させることは、完全に失敗したか、もしくは脈管構造内で異なる位置へ移動したステントを取り除きそして置き換えるために必要または所望される第２および第３の操作を最小にする。さらに、ステントの寿命を増加させることは、患者が不成功かまたは移動したステント（例えば、液体漏出、動脈瘤破裂など）の結果に曝されることを最小にする。本発明による管腔内補綴具の集団を形成する方法は、形状記憶合金を含む中空半径方向に拡張するチューブを所望の直径に変形する工程、および合金を実質的に均質化するに十分な熱をチューブに付与する工程を包含する。均質化工程は、ステントの延性を増加させ（通常、約40〜50％ひずみの大きさ）、そして合金から転位を除去し、そのことはステントの疲労寿命を増加させ、そしてこのプロセスによって製造されるステントの一定性を改善する。さらに、ステントの高い延性は、負荷-非負荷サイクル（例えば、カテーテル内熱サイクル間の）後の残存するマルテンサイトの減少に貢献し得、それによって、束縛された貯蔵状態の間のステントの自由回復A_fシフトおよび患者の脈管構造への管腔内送達を最小にする。中空のチューブは、加熱工程または均質化工程前またはその後のいずれかに、第２または最終直径に拡張されるか、またはそうでなければ変形される。通常、チューブは、加熱後に拡張される。なぜなら、合金の高い延性は、拡張プロセスを容易にするからである。いくつかのステント形態において、ステントを最終直径に拡張するかまたは変形するために必要なひずみは、そのような拡張または変形を、ステントの延性を増加させることなしに可能にするに十分低い（すなわち、低いひずみ／拡張比）。これらの形態において、ステントは、ステントが最終的な所望の形態に変形された後、合金の微小構造を均質化するに十分加熱される。ひとつの実施態様において、均質化工程は、ステントの変形前の熱焼きなまし工程を包含する。熱焼きなまし工程は、ステントの延性を約40％〜50％ひずみまで増加させるに十分各ステントを加熱する工程を包含する。特定の熱処理は、形状記憶材料、最終的な所望の直径、および他の要因に依存して変化するが、ステントは、好ましくは約1/2〜２時間の、約550℃〜650℃での熱処理に供される。この焼きなまし熱処理後、各ステントは、通常、最終直径にまたは中間直径に拡張される。後者の場合において、ステントは、ステントが最終的な所望の直径であるまで、さらなる加熱および拡張工程に供される。次いで好ましくは、ステントは、各チューブを、短期間の比較的高い温度で各チューブを加熱する工程、次いで冷却された流体で加熱されたチューブを冷却する工程を包含する溶液処理プロセスに供することによって最終直径に形状設定する。溶液処理工程はまた、ステントの拡張の間に形成され得る転位を除去する。通常、ステントは、約１分〜１時間の間約700℃〜1000℃の熱で加熱される。好ましくは、熱処理は約５〜30分続き、正確なタイミングは、ステントの初期A_f温度、そしてとりわけ所望の標的A_f温度に依存する。溶液処理工程はまた、ステントのA_f温度を減少させ、A_fは、通常、約-30℃〜50℃、好ましくは体温未満、そしてさらに好ましくは約20℃〜10℃の間に減少させる。別の実施態様において、ステントは、最終的な所望の形態に変形され、そして次いで上記の溶液処理工程に供される。この実施態様において、ステントは熱焼きなまし工程に供されず、そして均質化工程は、変形されたステントを処理する溶液によって達成される。溶液処理工程は、ステント内における転位を除去し、合金を実質的に均質化し、それによってその延性を増加させる。さらに、溶液処理工程は、ステントのA_f温度を減少させる。ステントが変形され、そして均質化された後（すなわち、溶液処理、熱焼きなまし、またはその両方により）、各ステントは、好ましくは、微小構造中における沈殿物を製造する熟成熱処理に供され、それによってステントの超弾性を増加させる。ステントの超弾性が増加する結果、チューブが付与された応力によって変形された後（例えば、熱的に、またはカテーテルによる導入のためのステントを圧縮することによって）、形状記憶材料は、応力が除去される場合、第２の直径に戻る。さらに熟成熱処理は、ステントのA_f温度を、所望の点まで、通常、約０℃〜36℃、好ましくは約25℃〜35℃、そしてより好ましくは約28℃〜32℃に上昇させる。従って、熟成工程の長さは、初期のA_f温度、最終的な所望のA_f温度、および他の要因に依存する。本発明のプロセスの別の利点は、ステントのA_f温度が、処理の間にシフトして上昇または下降され得るということである。したがって、製造プロセスのパラメータの内の１つ（例えば、形状記憶合金の組成物、オーブン温度など）が不正確ならば、ステントのA_f温度は、プロセスが終了する前に訂正され得る。このことは、最終的なA_f温度のより正確な制御を可能にし、そしてステントのA_f温度の安定性を増加させる。図面の簡単な説明図１は、本発明による半径方向に拡張可能な管状補綴具の集団の例示であるステント-移植片の側面図である；図２は、比較的剛直な拡張されたY-コネクター部分、軸方向に可撓性の分岐および主幹部分、ならびにシーリング／係留カフスを有する例示の分岐脈管内補綴具を図示する。図3A〜3Cは、例示の管腔内補綴具構造を図示し、ここでフレームは、図２の補綴具の可撓性部分における使用のために、拡張可能なダイアモンド型要素のらせん状コイルによって支持されている；図4A〜4Cは、代替の可撓性補綴構造を図示し、ここでライナーは、複数の円筒状セグメントによって支持される；図5Aは、管腔内補綴構造を図示し、ここでライナーは、複数の自己拡張性ループによって支持され、そしてここで波状の延性コネクターは、隣接したループ間に伸びる；図5B〜5Gは、図5Aの補綴における使用のための代替のコネクター構造およびコネクター取り付け機構を示す。図６は、本発明による図１のステントの集団を製造するための方法を図示するフローダイヤグラムである；図7A〜7Cは、本発明によるステントまたはステント-移植片を一定に拡張するための例示のマンドレルを図示する；図８は、本発明によるステントの集団を製造するための別の方法を図示するフローダイアグラムである；および図9Aおよび9Bは、ステントまたはステント-移植片を一定に拡張するための代替のマンドレルを図示する。好適な実施態様の説明本発明は、実質的に一定な特性を有する、半径方向に拡張可能な管腔内管状補綴具、特に移植片、ステント、またはステント-移植片の集団を提供する。本発明はまた、管腔補綴具の集団をプロセッシングする方法を提供する。下記でより詳細に考察されるように、本発明によって正確に、かつ一定に制御され得る特性は、身体管腔内における管腔補綴具の疲労寿命、補綴具のA_f温度、束縛された貯蔵状態および／または標的身体管腔への管腔内送達の間のA_f温度の安定性、拡張された補綴具の最終直径、管腔壁に対して補綴具によって付与される半径方向の力、ならびに下記で考察される他の機械力的および熱的性質を含む。本発明の管腔内補綴具の集団は、１つ以上の補綴具を含み、そして通常少なくとも10の補綴具を超える。好ましくは、この集団は、少なくとも50の補綴具、そしてより好ましくは100より多い補綴具を備える。本発明の特別な利点は、集団内における補綴具が、実質的に一致し、かつ予測可能な特性を有し、身体脈管中への移植前、移植の間、および移植後の最適な性能を可能にすることである。さらに、これは、補綴具の破損またはこれらのデバイスの不適切および予測されない性能をともなうその他の結果の可能性を最小にする。本発明は、疾患（例えば、動脈瘤、狭窄症など）の処置のための、脈管構造における最小の侵襲性配置のための、ステントまたはステント-移植片を製造する際に非常に有用である。ステントの集団は、狭い直径の形態に圧縮され得、代表的には、外科学的切除または経皮的導入手順の間の、身体管腔への導入を容易にする。従って、ステントは、ステントが形状記憶材料の有意な転位を引き起こすことなしに狭い直径の形態に圧縮されることを可能にするに十分な量の弾性を有する。通常、ステントは、４％より大きい弾性変形、そして好ましくは８％より大きい弾性変形を示す。本発明の補綴具の配置のための例示的な送達カテーテルおよび方法は、同時係属中の米国特許出願第08/475,200（代理人書類番号16380- 11-3）により詳細に記載され、その完全な開示は、本明細書中に参考として援用される。各ステントは、解剖管腔を通る送達のためのサイズの、そして第１および第２の開口末端、ならびにそれらの間の内部管腔を有する中空の半径方向に拡張可能なチューブを備える。このチューブは、付与される応力によって変形され得、次いでその当初の応力をうけない形状に回復し得る弾性形状記憶合金材料から形成される。この合金材料は、通常、熱弾性挙動を示し、その結果、ステントは、熱（すなわち、体温未満のA_f温度）の付与の際に、当初の応力をうけない状態に変態する。補綴具はまた、応力誘導マルテンサイトを示し、ここでマルテンサイト状態は不安定であり、そして補綴具は、束縛が移動された場合（すなわち、ステントが身体管腔内において導入カテーテルから放出される場合）、当初の状態に変態して戻る。形状記憶合金のための材料は、補綴具の集団の所望される特性にしたがって選択される。好ましくは、形状記憶合金は、ニッケルチタンを基礎にする合金(すなわち、Nitinol^TM)を含み、これは、形状変態が起こる温度のような、補綴具の特性に影響を及ぼすさらなる要素を含む。例えば、合金は、さらなる金属元素（例えば、銅、コバルト、バナジウム、クロム、鉄など）を取り込み得る。先で言及されるように、本発明の好ましい実施態様は、臨界温度（A_f温度）でより大きな直径形態に変化する形状記憶合金を利用する。好ましくは、補綴具の A_f温度は、補綴具が身体管腔内における導入デバイスからの放出の際に自動的に拡張するように、実質的に体温（体温は約37℃である）未満である。形状記憶合金は、通常、非常に組成に敏感で、そして材料中の冷間加工の初期量に感受性であるため、そのA_f温度を正確に制御することは、しばしば困難である。本発明の補綴具の集団は、実質的に等価な正確なA_f温度を有し、通常、所望のA_f温度の５ ℃以内、好ましくは所望のA_f温度の２℃以内にはいるA_f温度を有する。A_f温度は、ステントの拡張するときを決定するだけでなく、それはまた、ステントによって奏される半径方向の力に寄与する（以下で考察される）。したがって、一致するA_f温度を提供することは、補綴具が脈管壁に対して実質的に等価な半径方向の力を奏することを引き起こす。通常、所望のA_f温度は、約-20℃〜35℃、好ましくは約25℃〜35℃、そしてより好ましくは約28℃〜30℃である。しかし、この温度は所望の半径方向の力、ステントのデザイン、および他の要因（例えば、ステントが束縛される形態にある貯蔵温度）に依存して変化し得る。例えば、より低いA_f温度は、ステントの剛直性を増加し得、ステントが脈管構造における所定量の応力ためにより少ない量で製造されることを可能にする。補綴具の集団のA_f温度は、束縛される貯蔵および／または導入デバイスを通る送達の間に実質的に安定である。代表的には、束縛される貯蔵および／または患者の脈管構造への管腔内送達の間にステント上に置かれる熱的および機械的負荷は、ステントのA_f温度をより高い温度（しばしば、自由回復A_fシフトと言われる）にシフトさせる。A_f温度におけるこの上昇は、一般に、ステントによって奏される半径方向の力を減少し、そしてA_f温度が体温を超える場合、ステントの破損を引き起こす。出願人は、自由回復A_fシフトの量が、通常、ステントの幾何学的形状、カテーテル中への圧縮の程度、周囲の貯蔵温度、A_f温度および材料加工技術の関数である、形状記憶材料の応力状態によって引き起こされることを見出した。本発明の材料加工技術は、A_f温度が体温を超えないように、そしてステントによって奏される半径方向の力が、カテーテル送達の間に有意に減少しないように、A_f温度におけるシフトを最小にする。好ましくは、本発明によって製造される各ステントのA_f温度は、束縛される貯蔵の間に、そしてステントが導入カテーテルで脈管構造に送達されるとき、10％未満、そしてより好ましくは５％未満の率だけシフトする。本発明のステントの集団は、患者の身体管腔内における拡張された形態において、比較的長い疲労寿命を有する。本明細書中で使用される場合、疲労寿命は、一般に、ステントまたは移植片が破損することなしに繰り返し応力サイクルに供され得る時間の長さを言う。ステントの破損は、管腔開存性を維持するか、または管腔内で適所に補綴具を保持するに十分なフープ強度の損失、ステントの一部（例えば、ステント内における軸方向または周縁の支柱、または梁要素）の破裂、切断、または崩壊、およびステントの身体管腔内におけるその機能を実施するための不能を生じる管状体における他の崩壊を含み得る。これらの繰り返し応力サイクルは、身体管腔内における種々の負荷（例えば、血流、脈管の継続的拡張および収縮など）によって引き起こされ得る。出願人は、ステントの疲労寿命が、一般に、形状記憶材料における応力、および材料の疲労耐性性質に相関することを決定した。応力は、代表的には、幾何学的形状デザイン変化により変化し得、そして材料の疲労性質は、材料の加工技術により変化し得る（下記で考察される）。本発明の補綴具の疲労寿命は、身体管腔内における代表的なステントに付与される負荷をシミュレートすること、およびこれらの負荷を、ステントに、多数の応力サイクルで付与することによって試験した。補綴具の集団は、通常、少なくとも40百万応力サイクル（約１年）、好ましくは少なくとも200百万応力サイクル（約５年）、そしてより好ましくは400百万より多い応力サイクル（約10年）に耐え得る。したがって、補綴具は、通常、患者の体管腔内における、少なくとも約５年間、そして好ましくは10年を超える使用に耐え得る。これらステントの長い疲労寿命は、患部脈管腔内のステントの破損によって引き起こされ得る潜在的な損傷を最小にする。さらに、それは、破損したステントを取り除き、そして患部脈管の同じ部分に第２のステントを配置するためにしばしば必要かまたは所望されるさらなる外科学的手順を防止する。ステントが身体管腔（例えば、血管）内に拡張された形態で位置する場合、その最終的な所望の直径は、代表的には、界面適合を提供するために、脈管の内径より大きい。したがって、ステントは管腔壁に対して半径方向の力を奏し、身体管腔を開放保持する。半径方向の力は、ステントが脈管中に係留し、液体流れおよび脈管内における他の負荷による移動を防止する機構である。半径方向の力はまた、周縁適合に沿った複合ステント-移植片の封着能力に寄与する。ステントを脈管に係留するに十分強い半径方向の力を有することは重要であるが、大きすぎる半径方向の力は、潜在的に血管壁を傷つける。例えば、血管に対して奏される大きな半径方向の力は、動脈瘤成長または脈管の異常な膨張に、潜在的に寄与し得る。出願人は、脈管に対してステントによって奏される半径方向の力は、代表的には、ステントの幾何学的形状、束縛されたより小さな直径の形態への圧縮量、A_f温度、材料加工技術、および身体管腔内における血液または他の流体温度の関数であることを見出した。本発明のステントの集団は、それらが身体管腔内において拡張した形態にある場合、実質的に一定かつ予測可能な半径方向の力を有する。所望の半径方向の力の正確な量は、種々の要因（例えば、脈管内における流速、脈管壁の強度、脈管腔内におけるステントの機能など）に依存する。通常、ステントは、補綴具を壁に安全に係留すること、および脈管に実質的な損傷を引き起こすことなしに、身体脈管を開放保持するに十分である血管壁に対する半径方向の力を、それぞれ奏する。ステントによって奏される正確な半径方向の力は、代表的には、個々の脈管およびステントの所望の機能に依存する。通常、半径方向の力は、脈管内径の約１〜20％の間、そして好ましくは脈管内径の約５〜10％の間で脈間壁を半径方向に膨張させるのに十分である。この半径方向の力は、ステントを通る血流、患者の継続的な脈拍の間の血管の拡張および収縮、ならびにステントに付与される他の負荷による、ステントの標的部位からの移動を防止するに十分である。さらに、ステントに付与される半径方向の力は、脈管壁への損傷（例えば、動脈瘤の成長、漏出など）を最小にするに十分小さい。図１は、本発明にしたがって製造されたステント構造の集団からの、代表的な管腔内ステント-移植片構造を図示する。しかし、特定のステント-移植片構造が、下記に記載され、そして図１に示されるが、本発明はこの構造に限定されるべきでないことが理解されるべきである。すなわち、本発明の方法は、当該分野において通常使用される種々の移植片、ステント、またはステント-移植片を製造するために使用され得る。例えば、冠状動脈、末梢血管、胆管、および他の脈管のための移植片として市販される金属製管状材料から作製される代表的な従来のステント構造は、Johnson and Johnson Interventional Systems，Co.によって製造されるPalmaz-Schatz^TMバルーン拡張可能ステント、ならびにAngiomed（C.R． Bard，Inc.の一部門）によって製造されるMemotherm^TMステントを含む。本発明にしたがって加工され得る他のステントまたは移植片は、コイル構造（例えば、 Limonによる米国特許第5,476,505号に記載される構造）、らせん状に巻かれおよび／または編み組みストランド、または弾性材料のフィラメントから形成される、オープンメッシュまたは編物ステント構造（Heynによる米国特許第5,201,757 号に記載される）、メッシュ構造の円筒形に編み込まれたフィラメント（Anders enによる米国特許第5,234,457号）、ダイアモンド形状の開口部を有する管状構造（Lauによる米国特許第5,242,399号またはPalmazによる米国特許第5,382,261 号に記載）、Ｚ形状ステント(Gianturcoによる米国特許第5,282,824号に記載)、連続ワイヤステント（例えば、Boneauによる米国特許第5,292,331号に記載されるステント）、らせん状に巻かれるかまたは他の適切な形態のフィラメントから形成されるステント（Fountaineによる米国特許第5,314,471号に記載される）、ジグザグワイヤおよびループの連続らせん(Craggによる米国特許第5,405,377号) 、ならびに形状記憶合金から適切に製造され得る種々の他の型のステントを含む。図１に示されるように、ステント-移植片構造１０は、複数の独立した(連結されていないかまたは連結されている)環状フレーム１４を備える穿孔管状フレーム１２を備える。管状フレーム１２は、内部ライナー１８を支持する。必要に応じて、外部ライナー(図示せず)が、管状フレーム１４の上に、内部ライナー１８の代わりに、またはそれと組み合わせてのいずれかで配置される。通常、内部ライナー１８は、ポリマーシート材料から形成され、そして、代表的には、フレーム１４に縫合される。接着剤結合、熱溶接、超音波溶接などを含む、広範な種類の代替のライナー／フレーム付着機構が利用可能である。内部ライナーおよび外部ライナーが用いられる場合、環状フレームは、ライナー間に挟持され、そしてライナーを互いに付着することによりその場に保持され得る。代表的な実施態様では、ステント-移植片構造１０は、好ましくは、身体内の小さな曲がりくねった解剖学的管腔内に適合するために、0.125ミリメーター〜0.15ミリメーターの範囲にある壁厚を有し、そして0.5ミリメーター〜５ミリメーターの範囲にある比較的小さな崩壊直径を有する薄壁管材から構成される。図２は、主幹部分６４と、２つの分岐部分６８との間に管腔分離部分６２を備える、例示の分岐脈管内補綴具６０を示す。好ましくは、管腔分離部分６２は、補綴具の残りの部分より高いカラムおよびフープ強度を有する、比較的剛直な構造を備える。管腔分離部６２は、弾力的に拡張する管状のフレーム１２により支持される可撓性のライナーを有するステント-移植片構造１０(図１)から構成される。このような管腔分離部分は、その全体の開示が本明細書に参考として援用される、同時係属中の同一人に譲渡された、1995年10月３日出願の、出願番号第 08/538,706(代理人文書番号16380-003400)、および1996年３月13日に出願された第08,615,697号(代理人文書番号16380-004100)により詳細に記載されている。図３Ａ〜３Ｃは、コイル形状のステント構造８２を備える例示の可撓性補綴具を示し、そこでは、コイルは、ライナー材料が容易に曲がることを可能にする距離だけ互いに離れており、それによって軸方向の可撓性およびフープ強度を備えた補綴具構造を提供する。コイル構造８２は、形状記憶合金または展性材料、および拡張可能なライナー材料８６を備える拡張可能なコイル８４を備える。補綴具の周囲のサイズが増加するにつれ、拡張可能なコイル８４は、好ましくは、一連の連結されたダイヤモンド形状要素８８の変形により伸長する。図４Ａ〜４Ｃは、円筒形の波状ポリエステル移植片９６を一連の円筒形セグメントに切断することにより製造され得る、別の可撓性補綴具構造を示す。次いで、円筒形セグメントは、それらを、拡張可能なチューブ１００に沿って軸方向に取り付けることにより補強要素として用いられ得る。特に有利な可撓性の補綴具構造１１０を図５Ａ〜５Ｇ中に示す。可撓性の構造１１０は、複数のリングフレーム１１４により支持された半径方向に拡張可能なライナー１１２を備える。一連のコネクター要素１１６は、隣接するリングフレーム１１４間に伸びる。必要に応じて、コネクター要素１１６はまた、ライナー１１２を支持するために用いられ得る。好ましくは、リングフレームは、弾性のある自己拡張する構造を備え、理想的には、Nitinol^TMのような超弾性形状記憶合金を含む。コネクター要素１１６は、隣接するフレームフープ間を軸方向に伸びる波状要素を備える。図５Ｂ〜５Ｇは、別のコネクター要素構造を示す。コイル構造(図３Ａ〜３Ｃ)および可撓性の補綴具構造(図４Ａ〜４Ｃおよび５Ａ〜５Ｇ) のより完全な記載は、同時係属中の出願(代理人種類番号16380-004100)に見出され得、その開示は既に参考として援用されている。図６〜８を参照して、本発明の、自己拡張する管腔内補綴具の集団を製造する方法が、ここで詳細に記載される。代表的には、補綴具は、Nitinol^TM、Elgiloy^TM などのような、弾性または偽弾性性質を有する形状記憶合金から作成される管材のような管状材料から製造される。通常、管状メンバーは、身体管腔内で拡張した形態にあるステントの最終直径と比較して有意により小さい直径である。スロットを、レーザー切断法、フォトエッチングまたは他の従来法を用いてチューブに切断する。例えば、これらの方法は、チューブの外表面をフォトレジスト材料でコートする工程、必要に応じてその部分並進しかつ回転しながら、レーザービームを用いてエッチングパターンに曝す工程、次いで従来技法を用いて所望のスロットパターンの状態を化学的にエッチングする工程を包含する。この技法の記載は、Lauによる米国特許第5,421,955号に見出され得、その全体の開示は、本明細書に参考として援用される。その他の方法では、レーザー切断技術を、コンピューター制御されたステージと組み合わせて用い、皮下注入管材の壁中にスロットのパターンを直接切断し、所望のステントの幾何学的形状を得る。代表的なレーザー切断方法の記載は、Mullerによる米国特許第5,345,057号に開示される。その全体の開示が、本明細書に参考として援用される。あるいは、ステントは、型押し、レーザー切断、フォトエッチング、放電加工 (EDM)などが施された、合金材料の実質的に平面状のシートから製造され、その中にスロットまたは開口部を形成し得る。次いでスロットを有するシートは、平面上シートの中央近くにテーパー状のマンドレルを配置することにより、およびテーパー状マンドレル上に軸方向に移すことにより、管状形態に変形される。平面状シートのエッジは、シートがマンドレル上を移動するにつれ、下方向に折り重ねられる。このプロセスの完全な記載は、1996年１月30日に出願された同時係属中の、同一人に譲渡された米国特許出願第08/593,515号に見出し得、その完全な開示が、参考として、本明細書に既に援用されている。この型のステントは、本発明で特に有利である。なぜなら、このステントは、低いひずみ/拡張比を有するからである。通常、この比は、以下に詳細に論議されるように、ステントを熱焼き鈍し工程に供することなく、最後の所望の形態に変形され得るように十分に低い。次いで、ステントのスロットおよび切断エッジは磨かれ、ステントの粗い表面から屑のスラグ粒子を取り除く。１つのこのような方法は、電解研磨と呼ばれるプロセスを含み、これは、鋭い角およびエッジを取り除き、ならびに金属製ステントの壁表面および切断表面を磨く大量(bulk)プロセスである。この技術は、逆電気めっきプロセスを含み、ここでは、好ましくは、ステントは、導電性ワイヤにより支持され、そしてリン酸および硫酸の混合物のような、腐食性の液体溶液中に浸漬される。カソードもまた、電解質溶液中に浸漬され、カソードとアノードとの間に電位が確立され得る。この電位が、ステントから金属製材料を取り除き、それによって壁表面およびステントのエッジのまわりを磨く。他の方法は、化学的エッチング、摩擦媒体を用いた機械的ばり取りを含む。一旦、ステントが形成され、そしてスロットが適切に磨かれたならば、スロットを有するチューブは、拡張され、またはそうでなければ変形され、そして形状記憶材料は加工され、そして所望の寸法およびA_f温度を有する最終のステント形態に形状が設定される。本発明によれば、ステントは、形状記憶合金を含む中空の半径方向に拡張可能なチューブに変形されて所望の直径を有し、そして合金を実質的に均質化するに十分な加熱工程に供される。ステントは、他の因子のなかでとりわけステントの幾何学的形状に依存して、それらが変形される前または後に加熱され得る。加熱または均質化工程は、ステントの延性を増大させ(通常約４O〜50％ひずみの大きさ)、そして合金由来の転位を取り除き、これは、ステントの疲労寿命を増大させ、かつこのプロセスにより生成されるステントの均一性を改善する。さらに、ステントの高い延性(即ち材料中のより少ない転位)は、負荷−非負荷サイクル後の、即ち、カテーテル内熱サイクリングの間の、残存マルテンサイトにおける減少に寄与し得、それによって、束縛貯蔵状態および患者の脈管系中への管腔内送達の間にステントの自由回復A_fシフトを最小にする。図６についていえば、本発明の方法の第１の実施態様がここで記載される。この実施態様では、一般に、拡張または変形の前に加熱され、形状記憶合金の延性を増加する。従って、ステントは、最初に、熱焼きなまし工程に供され、この工程は、通常、ステントを、オーブン、塩ポットなどの熱供給源に配置すること、およびステントを、それらの延性を増加するために、かつ微細構造における冷間加工を軽減するかまたは転位を除去するに十分加熱すること(すなわち、ステントを軟化し、それらのひずみ/拡張比を低減する)を包含する。本明細書で用いられる場合、用語「延性」は、一般に、材料を破壊するひずみを意味する。特定の形態では、焼きなまし工程は、各ステントを、ステントの延性を、約40％〜50％ひずみまで増加するに十分、加熱することを包含する。特定の熱処理は、形状記憶材料、最終的に所望される直径およびその他の因子に依存して変化するが、好ましくは、ステントは、約550℃〜650℃で、約1/2〜２時間の間熱処理に供される。熱焼きなまし処理の後、ステントはなお、製造されたままの、最終の所望される直径より実質的に小さい初期直径である。従って、各ステントは、通常、最終直径までまたは中間直径まで拡張される。後者の場合、ステントは、ステントが最終的に所望される直径となるまで、さらなる加熱および拡張工程に供される。好ましい形態では、ステントは、各々、マンドレルのような固定具上に配置され、そしてマンドレルは半径方向に拡張され、それによってステントを最終的な所望される直径まで拡張する。あるいは、ステントは、一端から他端まで増加する直径を有するテーパー状のマンドレル上に配置され得る。この実施態様では、ステントは、テーパー状のマンドレルに対して軸方向に移動する結果、ステントの直径は、マンドレルの直径とともに増加する。ステントデザインに依存して、ステントの高い延性は、室温における１つの衝撃で最終直径まで連続的にそれらを拡張させる。図７Ａ〜７Ｃは、補綴具の周縁のまわりに繰り返しパターンまたは形状を付けるための例示のマンドレル１５０を示す。マンドレル１５０は、補綴具の所望の最終直径と実質的に等しい直径を有する管状本体１５２を備える。本体１５２は、本体１５２の周縁のまわりに並んでかつ一様に間隔を置いて配置された複数の穴１５４を備える。マンドレル１５０はまた、拡張の間、補綴具１７０の繰り返しパターンを付けまたは保持するための穴１５４内に適合する複数のピン１５５（図７Ｃを参照のこと）を備え、補綴具１７０は、実質的に一様に拡張する。好ましい形態では、補綴具１７０は、図１および７Ｃに示されるように、管状形態にあるダイヤモンド形状の開口部１５６を有する。穴１５４は、ピン１５５がダイヤモンド形状開口部１５６の端部１５８、１６０のいずれかと係合するように間隔を置いて配置され(図７Ｃを参照のこと)、補綴具がマンドレル１５０に対して軸方向に移動するとき、これらの開口部１５６が一様に拡張しないことを防ぐ。図９Ａおよび９Ｂは、マンドレル１８０の周縁のまわりに並んでかつ一様に間隔を置いて配置された複数のくぼみ１８２を有する別のマンドレル１８０を示す。図９Ａに示すように、くぼみ１８０は、補綴具の隣接するダイヤモンド形状開口部１８８の端部１８４、１８６間に適合するサイズであって、開口部１８８が一様に拡張しないことを防ぐ。ステントが、高温熱処理の前に最終直径に拡張し得ることを理解すべきである。あるいは、ステントは、各拡張工程の間に、段階的に拡張しおよび加熱され得る。しかし、好ましくは、最初に高温熱処理に供される。なぜなら、これがそれらの延性を増加し、そして拡張プロセスを容易にするからである(すなわち、ステント破壊の前により大きい拡張を可能にする)。一旦ステントが拡張されたかまたは最終直径まで変形したなら、それらは、ステントが、付与された応力によって変形された後、形状記憶材料が、応力が取り除かれるとき、最終直径に戻るように、この直径でそれぞれ形状設定される。上記で論議されたように、ステントは、好ましくは、体温未満のA_f温度で最終直径に戻る。本発明によれば、ステントは溶液処理プロセスに供され、そこでは、チューブは、A_f温度を所望の点に増加するに十分加熱される。さらに、溶液処理プロセスは、拡張の間にステントに付加され得る任意の転位を取り除く。例示の形態では、溶液処理プロセスは、各ステントを、短時間の間、比較的高温で各ステントを加熱すること、および次いで加熱されたチューブを冷却流体で冷却することを包含する。通常、ステントは、約700℃〜1000℃の温度で、約１分〜１時間加熱される。好ましくは、熱処理は、正確な時間は、ステントの初期 A_f温度および他の因子のなかでとりわけ所望の最終A_f温度に依存して、約５分〜 30分継続する。溶液処理工程はまた、ステントのA_f温度を、通常約-30℃〜36℃ 、好ましくは約-10℃〜10℃まで減少する。溶液処理プロセスが終了した後、ステントの弾性はさらに増加し、各ステントは、患者の脈管中への管腔内送達のために、付与された応力により、製造された初期直径より小さな直径に変形され得る。増加した弾性はまた、付与された応力の除去に際し、次の最終直径までの回復を容易にする。好ましい実施形態では、ステントは、熟成熱処理に供され、微小構造内に微細沈澱物を生成し、それによってステントの超弾性を増加する。ニッケルチタン合金を含むステントでは、熟成熱処理は、ニッケル沈澱物を分離し、合金の弾性を増加する。ステントは、通常約300〜550℃の、好ましくは約325℃から400℃の低温で、約１分〜約２時間の間加熱される。熟成熱処理は、ステントのA_f温度を所望の点まで、通常約０℃〜 50℃、好ましくは約25℃〜35℃、そしてより好ましくは約28℃〜32℃に増加される。従って、熟成工程の長さは、初期Af温度、最終の所望されるA_f温度およびその他の因子に依存し得る。いくつかのステント形態では、ステントの集団を最終直径に拡張または変形するために必要なひずみは、ステントの延性を増加することなくそのような拡張または変形を可能にするに十分低い(すなわちステントは低いひずみ/拡張比を有する)。これらの形態では、通常、ステントは、図３のフローダイヤグラムに示されるように、ステントを熱焼きなましすることなく最終形態に変形される。次いでステントを、合金微小構造を実質的に均質化するために(上記のような)溶液処理に供し、それによってステントの延性を増加する。熱焼きなまし工程を不要にするに十分に低いひずみ/拡張比を有するステントは、本明細書に参考として既に援用された同時係属中の出願第08/593,515号中に記載されている。先に述べたように、これらのステントは、所定のパターンに形成される合金材料の実質的パターンから製造される。パターン化されたシートは、テーパー状のマンドレル上で、平面状のシートの中央近くにテーパー状のマンドレルを配置すること、およびテーパー状のマンドレル上を平面状シートを軸方向に並進させることにより管状形態に折り畳まれる。出願人は、これらのステントが、管状の、拡張された形態に、変形前にステントを加熱することなく、かつステント内に有意な応力を生成することなく変形され得ることを見出した。別の方法では、ステントは、冷間加工/熟成プロセスに供され、最終直径および形状記憶材料のA_f温度を形状設定する。一般に、形状記憶合金を冷間加工することは、原子構造中に高密度のランダム転位または不完全性を導入することを含む。転位は、双晶境界の易動性を妨害し、その結果、材料は、実質的に低い延性および低い超弾性を有する。次の熱処理熟成プロセスは、マルテンサイト双晶が易動し得るが転位ネットワークにより取り囲まれた、比較的転位のない領域のセル中に転位を再配置し、材料は、高い超弾性および延性を示す。これは、比較的高い超弾性(６〜10％ひずみ)、比較的高い剛直性および良好な機械的サイクリング安定性を有する構造を提供する。冷間加工合金のより詳細な記載は、「Ni-Ti を基礎とする形状記憶合金」、K.N．Merton、ENGINEERING ASPECTS OF SHAPE ME MORY ALLOYS、21〜35頁(1990)中に見出し得、その全体の開示は、本明細書に参考として援用されている。本発明の冷間加工/熟成プロセスは、通常、漸増ステップでステントを加熱および拡張する工程を包含し、管状補綴具を形状設定し、そしてA_f温度を所望のレベルまで上昇させることの両方を行う。これらステップに対する温度は、通常、約300℃〜550℃の範囲である。一般に、この範囲内のより高い温度は、積極的な形状セッティングを生じ、そしてそれ故、最終の所望の直径に到達するために、この温度範囲内のより低い温度のような多くの増加ステップを必要としない。しかし、より高い温度でステントを熟成することは、より低い温度で熟成するより低い１分間あたりのA_fシフト速度を生じる。従って、特異的プロセスパラメーターは、初期および最終A_f温度、ステントの初期および最終直径ならびにその他の因子に依存する。１つの冷間加工/熟成法は、「切断」ステントを、例えば、テーパー状マンドレルを用いて、室温で初期直径と最終のオーステナイトステント直径との間の中間直径まで拡張する工程を包含する。次いで、マンドレルおよびステントを、熱供給源に、約400〜550℃の範囲の温度で、中間直径で完全な形態設定を達成するために十分な時間配置する。次いで、ステントが熱供給源から取り出され、そして形状を設定するために水中で冷却される。次いで、ステントは、別の中間直径固定具または最終直径固定具上に直接配置され得る。拡張固定具およびステントは、同様な条件、例えば、約400〜550℃の熱供給源中に配置され、最終直径にステントの形状を設定する。この時点で、加熱されたステントは、自由回復A_fが評価される。熱工程は、仕様におけるかまたはそれ未満のA_fを生成するために調節される。A_fが仕様未満であれば、ステントは同じ温度の熱供給源中に所定の時間配置され、A_fを所望のレベルまで上げる。一般に、このA_f温度は、温度が一定の場合、時間の関数として増加する。A_fが仕様を超える場合、ステントは高温熱供給源(例えば、通常約525℃〜1000℃、そして好ましくは約525℃〜550℃)に、比較的短時間、例えば１〜５分間配置され得る。この付加的な熱プロセスは、ステントのAf温度を低減させる。この方法は、各工程で進展する応力レベルにより支配される増加ステップのステントの拡張を含む。各工程で進展する応力は、２つの成分を有し、ここでこれら成分の合計は、材料の最終的強度を超えるべきではない。第１の成分(拡張応力)は、拡張により、応力のない状態から特定の直径への拡張により進展する応力である。第２の成分(熱応力)は、固定具上にある拡張されたステントが、熱供給源中に配置されるとき、束縛された加熱に起因して進展する応力である。材料中の応力は、ピークが約200〜300℃に達するまで、温度の増加とともに一様に増加する。応力速度は、約６MPa/C°である。拡張応力および熱応力の合計が、材料の最終的強度を超える場合、熱供給源中に配置されたときステントは破壊され得る。冷間加工/熟成の別の方法は、スロットチューブが固定具中に配置される１ステップ法であり、これは、ホットチャンバーによりカプセル化されるか、または内部に熱を展開する。固定具は、ステントが最終直径に達するまで熱い状態で拡張される。拡張速度、温度および時間は、制御され、適切なA_f温度を有する寸法的に正確なステントを生成する。この方法の基礎的概念は、上記のような複数ステップ拡張法のような連続しない増加の代わりに、拡張および形状セッティングが動力学的に生じ得る定応力環境に、ステントを配置することである。このプロセスは、拡張速度が制御される限りステントに対して比較的良性である。代表的には、半径方向に拡張可能な補綴具は、オーステナイト状態に戻るとき、形状記憶合金の不完全回復に起因して機械的収縮を受ける。この機械的収縮は、ステントが身体管腔内の所望の直径より小さい直径を持つようにし、これは、身体管腔を解放保持するステントの能力に影響し得、そして管腔壁に付与される半径方向の力を減少し得る。不完全回復のレベルは、材料中の応力レベル、導入カテーテル中への圧縮の量、曝される周囲温度、および材料加工技法などの種々の因子に依存し得る。出願人は、この収縮を補償するためにステントの基礎直径を増加することは、ステントの応力レベルを増加する傾向にあり、そしてそれ故、機械的収縮の問題に対する適切な解決ではないことを見出した。上記の冷間加工処理技術は、患者中への送達の間、ステントの機械的収縮を最小にする。代表的には、補綴具の集団は、拡張された形態にある最終の所望される直径の約10％より小さい、そして好ましくは最終直径の約５％の機械的収縮を行い得る。

Claims

【特許請求の範囲】１．実質的に一定かつ予測可能な特性を有する管腔内補綴具の集団であって、各補綴具が、解剖学的管腔を通る送達のためのサイズであり、そして第１および第２の開口末端およびそれらの間の内部管腔を有する中空の半径方向に拡張可能なチューブを備え、該チューブが、第１の直径を有する第１の形態と、該第１の直径より大きい第２の直径を有する第２の形態との間で変形され得る材料を含み、そしてここで、該補綴具の集団の各々の中空のチューブが、該第２の形態で、身体脈管内に位置するとき、該中空のチューブが、脈管壁に対して、該脈管壁に実質的な損傷を生じることなく、該壁に係留かつ該身体脈管を開放保持するに十分な半径方向の力を奏する、補綴具の集団。２．前記材料が、各チューブが体温未満の温度で前記第２の形態に戻るような熱弾性挙動を示す、形状記憶材料である請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。３．前記各チューブの材料が、前記チューブが束縛の除去に際し前記第２の形態に戻るような偽弾性挙動を示す形状記憶材料である、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。４．前記各補綴具の中空のチューブが、前記第２の形態で身体脈管内に位置するとき、前記脈管壁に対して、該脈管の直径の約１％〜20％の間で該脈管壁を半径方向にふくらませるに十分な半径方向の力を奏する、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。５．各チューブが、前記第２の形態で身体脈管内に位置するとき、前記脈管壁に対して、該脈管の内径の約５％〜10％の間で該脈管壁を半径方向にふくらませるに十分な半径方向の力を奏する、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。６．前記集団が、少なくとも10の補綴具を含む、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。７．前記集団が、少なくとも100の補綴具を含む、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。８．前記身体脈管が血管である、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。９．前記形状記憶合金が、ニッケルチタン合金を含む、請求項１に記載の管腔内補綴具の集団。１０．実質的に一定かつ予測可能な特性を有する管腔内補綴具の集団であって、各補綴具が、第１の直径を有する第１の形態と、該第１の直径より大きい第２の直径を有する第２の形態の間で変形され得る、弾性形状記憶材料を含む中空の半径方向に拡張可能なチューブを備え、ここで、該形状記憶材料が、体温未満のA_f温度で該第２の形態に戻るために形成され、そしてここで、該管腔内補綴具集団の各々のA_f温度が、該補綴具の各々が身体脈管内に位置するとき、該脈管壁に対して実質的に等価な半径方向の力を奏するように、所望のA_f温度の５℃内に入る、補綴具の集団。１１．前記管腔内補綴具集団の各々のA_f温度が、所望のA_f温度の２℃以内に入る、請求項１０に記載の管腔内補綴具の集団。１２．前記所望のA_f温度が約28℃〜32℃の間にある、請求項１０に記載の管腔内補綴具の集団。１３．前記各補綴具のA_f温度が、該補綴具が前記第２の直径より小さな直径で束縛された貯蔵状態にあるとき、実質的に安定なままである、請求項１０に記載の管腔内補綴具の集団。１４．前記管腔内補綴具の集団の各々が、該補綴具が前記第２の直径より小さい直径で束縛された貯蔵状態にあるとき、自由回復A_f温度が10％より小さい係数だけシフトするように作製される、請求項１０に記載の管腔内補綴具の集団。１５．前記管腔内補綴具の集団の各々が、該補綴具が前記第２の直径より小さい直径で束縛された貯蔵状態にあるとき、自由回復A_f温度が５％より小さい係数だけシフトするように作製される、請求項１０に記載の管腔内補綴具の集団。１６．実質的に一定かつ予測可能な特性を有する管腔内補綴具の集団であって、各補綴具が、第１の直径を有する第１の形態と、該第１の直径より大きい第２の直径を有する第２の形態の間で変形され得る、形状記憶材料を含む中空の半径方向に拡張可能なチューブを備え、そしてここで、該補綴具集団の各々が、該第２の形態で身体脈管内に位置するとき、破壊することなく、少なくとも40百万の生理学的応力サイクルに耐え得る、補綴具の集団。１７．前記補綴具の集団の各々が、破壊することなく、少なくとも200百万の生理学的応力サイクルに耐え得る、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。１８．前記補綴具の集団の各々が、破壊することなく、少なくとも400百万の生理学的応力サイクルに耐え得る、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。１９．前記応力の少なくとも一部分が、身体管腔を通る流体流れにより引き起こされる、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。２０．前記身体管腔が血管であり、前記応力の少なくとも一部分が、該血管の拡張および収縮により引き起こされる、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。２１．前記補綴具の各々が、前記第２の形態で身体管腔内に位置するとき、少なくとも５年の疲労寿命を有する、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。２２．前記補綴具の各々が、前記第２の形態で身体管腔内に位置するとき、10年より長い疲労寿命を有する、請求項１６に記載の管腔内補綴具の集団。２３．管腔内補綴具を形成する方法であって、第１の直径を有し、そして形状記憶材料を含む半径方向に拡張可能な中空チューブを提供する工程；該中空チューブに、該形状記憶材料を実質的に均質化するに十分な熱を付与する工程；および該チューブを、該第１の直径に、該チューブが付与された応力により変形された後、該形状記憶材料が、該応力が除去されたとき、該第１の直径に戻るように形状設定する工程、を包含する、方法。２４．前記チューブを、第２の直径から前記第１の直径に、半径方向に拡張する工程をさらに包含する、請求項２３に記載の方法。２５．前記熱を付与する工程が、前記補綴具を、半径方向に拡張する工程の前に熱焼きなまし工程に供し、前記形状記憶合金における冷間加工をなくし、そして該補綴具の延性を実質的に増加することを包含する、請求項２４に記載の方法。２６．前記焼きなまし工程が、前記形状記憶材料の延性を少なくとも40％まで増加する、請求項２５に記載の方法。２７．実質的に平面状の要素を、前記第１の直径を有するチューブに変形する工程をさらに包含する、請求項２３に記載の方法。２８．前記変形する工程が、前記平面状の要素を加熱することなく実施される、請求項２７に記載の方法。２９．前記熱を付与する工程が、前記補綴具を、前記形状記憶材料の延性を、少なくとも40％まで増加させる溶液処理工程に供することを包含する、請求項２３に記載の方法。３０．前記熱を付与する工程が、前記補綴具を、前記形状記憶材料の延性を、少なくとも50％まで増加させる溶液処理工程に供することを包含する、請求項２３に記載の方法。３１．前記形状記憶材料の延性が、前記チューブの前記第２の直径から前記第１の直径までの実質的に連続的な拡張を可能にするに十分増加される、請求項２５に記載の方法。３２．前記形状記憶合金が、ニッケルチタン合金を含む、請求項２３に記載の方法。３３．前記溶液処理工程が、前記チューブを約700〜1000℃の温度に、約５〜30 分間加熱することを包含する、請求項２９に記載の方法。３４．前記形状を設定する設定が、前記チューブを、前記加熱する工程の後に冷却された流体で冷却することを包含する、請求項３３に記載の方法。３５．前記熱焼きなましする工程が、前記チューブを、約550〜650℃の温度で、約1/2〜２時間の間加熱することを包含する、請求項２５に記載の方法。３６．前記形状記憶材料が熱弾性挙動を示す請求項２３に記載の方法であって、該形状記憶材料を、前記チューブが体温未満のA_f温度で前記第１の直径に戻るように処理することを包含する、方法。３７．前記方法の間に、前記チューブのA_f温度をシフトする工程をさらに包含する、請求項２３に記載の方法。３８．前記形状記憶材料のA_f温度が、前記溶液処理工程の間に約-20℃〜10℃の温度まで減少する、請求項２９に記載の方法。３９．前記形状設定する工程の後に、前記チューブの弾性を、該チューブが付与された応力により、前記第２の直径より小さい第３の直径まで変形され得るようにさらに増加する工程をさらに包含し、該チューブが、付与された応力の除去に際し、前記第１の直径に変形し得る、請求項２３に記載の方法。４０．前記チューブの弾性が、少なくとも６％まで増加する、請求項３９に記載の方法。４１．前記弾性増加工程が、前記合金微小構造から微細沈澱物を生成することにより実施される、請求項３９に記載の方法。４２．前記沈澱物を生成する工程が、前記ステントを、前記チューブに前記補綴具のA_f温度が約20℃から35℃まで増加するように熟成熱処理に供することを包含する、請求項４１に記載の方法。４３．実質的に一定かつ予測可能な特性を有する管腔内補綴具の集団を形成する方法であって、所望の直径を有し、そして形状記憶材料を含む、複数の半径方向に拡張可能な中空チューブを提供する工程；および各チューブに、付与された応力により各チューブが変形した後、該形状記憶材料が所望の温度の2.5℃以内のA_f温度で所望の直径に戻るように該形状記憶材料を実質的に均質化するに十分な熱を付与する工程を包含し、該所望の温度が、該補綴具の集団の各々について実質的に等価である、方法。４４．各チューブを、初期直径から前記所望の直径まで半径方向に拡張する工程をさらに包含する、請求項４３に記載の方法。４５．前記熱を付与する工程が、前記半径方向に拡張する工程の前に各補綴具を熱焼きなましすることを包含し、前記形状記憶合金における冷間加工をなくし、そして該補綴具の延性を実質的に増加する、請求項４４に記載の方法。４６．１つ以上の実質的に平面状の要素を、前記所望の直径を有する複数のチューブに変形する工程をさらに包含する、請求項４３に記載の方法。４７．前記熱を付与する工程が、前記補綴具を、前記形状記憶材料の延性を実質的に増加する溶液処理工程に供することを包含する、請求項４６に記載の方法。４８．前記中空のチューブを、前記補綴具の集団の各チューブが、所望の直径で身体脈管内に位置するとき、前記脈管壁に対して実質的に等価な所定の半径方向の力を奏するように処理する工程をさらに包含する、請求項４３に記載の方法。４９．前記各チューブにより奏される半径方向の力が前記脈管の直径を約５〜１０％の間で該脈管壁を半径方向にふくらませるに十分である、請求項４８に記載の方法。５０．前記中空のチューブの各々を、前記補綴具の各々の束縛された貯蔵の間、前記A_f温度が10％より小さい係数によりシフトするように処理する工程をさらに包含する、請求項４３に記載の方法。５１．前記中空のチューブの各々を、前記所望の直径で身体脈管内に位置するとき、該チューブが少なくとも10年の疲労寿命を有するように処理する工程をさらに包含する、請求項４３に記載の方法。