JP2004520883A - 医療装置用放射線不透過性ニチノール合金 - Google Patents

Abstract

【課題】身体内腔で使用するための、即ち身体内腔に埋め込むためのステント等の放射線不透過性ニチノール製医療装置を提供する。
【解決手段】本ステントは、ニッケル−チタニウム即ちニチノール等の超弾性合金から製造され、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素からなる群から選択された第３元素を含む。この追加の第３元素は、ニチノールステントの放射線不透過性を、同じ大きさ及びストラットパターンで薄い金層でコーティングしたステンレス鋼ステントに匹敵する程に改善する。ニチノールステントは、放射線不透過性が改善されているが、その超弾性及び形状記憶挙動を保持し、高度の可撓性のため、薄いストラット／壁厚を維持する。
【選択図】図４

Description

【０００１】
発明の背景
本発明は、全体として、自己拡張性医療装置に関する。更に詳細には、本発明は、本質的に身体のどの内腔でも使用できる放射線不透過性ニチノール製の自己拡張性医療装置に関する。このような装置にはステントが含まれる。
【０００２】
ステントは、代表的には、内腔の開存性を維持するため、頸動脈、冠状動脈、末梢動脈、静脈又は他の脈管等の身体内腔に埋め込まれる。これらの装置は、血管のアテローム性狭窄症の治療で、特に経皮的血管内腔拡張術（ＰＴＡ）又は経皮的冠状血管内腔拡張術（ＰＴＣＡ）の後に脈管の再狭窄が起こらないようにするためによく使用されている。ステントは、更に、身体内腔を支持するのに使用され、フラップ又は解離部を脈管に取り付けるのに使用され、又は一般的には内腔の弱い部分を支持する。
【０００３】
ＰＴＣＡの際に、拡張カテーテルを使用して疾病領域を拡張し、血液が自由に流れるように患者の内腔を開放するのが一般的である。ＰＴＣＡの有利な特徴、及びこれが広範に使用されており且つ受け入れられているにも拘わらず、これには再狭窄症及び場合によっては急性塞栓症や亜急性閉塞が発生する可能性があるという幾つかの欠点がある。狭窄症は、最初のＰＴＣＡがうまくいったのにも拘わらず、患者の１７％乃至５０％が再発すると推定される。再発狭窄症は、脈管の傷に対する複雑で完全にはわかっていない生物学的応答であり、慢性の新生血管内膜過形成が生じる。この新生血管内膜過形成は、受傷に応じて放出される成長因子によって活性化される。脈管の傷により急性塞栓症もまた生じ、全身性抗血栓症薬が必要とされ、場合によっては血栓融解薬もまた必要とされる。この治療は、カテーテル挿入箇所で出血の合併症を起こす可能性を高くし、病院療養が長期に亘ることとなる。亜急性閉塞は、血栓症、弾性反動（ｅｌａｓｔｉｃ ｒｅｃｏｉｌ）、及び／又は脈管解離により生じる。
【０００４】
再狭窄症及び亜急性又は急性閉塞と戦うために幾つかの処置が開発されてきた。これらのうちの一つは、経脈管ステントを送出し埋め込むことである。ステントは、米国、欧州及び他の国々で広範に使用されている。概括的に述べると、ステントは多くの形態をとることができる。最も一般的なのは、拡張カテーテルで拡張させた脈管壁の領域を開放状態に保持する全体に円筒形の中空チューブである。米国で使用されており且つ販売されている非常に一般的なステントは、カリフォルニア州サンタクララのアドバンスト・カーディオヴァスキュラー・システムズ社が製造しているＡＣＳマルチ−リンクステントの商標で知られている。
【０００５】
バルーンカテーテル等の膨張可能なカテーテルで送出される拡張可能なステントでは、ステントをカテーテルのバルーン部分に位置決めし、バルーンを膨張させることによって縮径状態から動脈壁の内径と等しいか或いはそれ以上の拡径状態まで拡張する。この種のステントは、ステントを変形させることによって、ステント壁を互いに係合させることによって、及び内壁がステント上に及びステントに被さって成長することによりステント壁が一方向係合することによって、拡径状態まで拡張できる。
【０００６】
経脈管ステントの例は、米国特許第５，２９２，３３１号（ボニュー）、米国特許第４，５８０，５６８号（ジャンツルコ）、米国特許第４，８５６，５１６号（ヒルステッド）、米国特許第５，０９２，８７７号（ピンチャク）、及び米国特許第５，５１４，１５４号（ラウ等）に記載されている。これらの特許に触れたことにより、これらの特許に開示された内容は本明細書中に含まれたものとする。
【０００７】
幾つかの従来のステント、特にバルーンにより拡張させることができる種類のステントの問題点は、これらが剛性であり、可撓性に欠けるということである。
バルーンにより拡張させることができる種類のこれらのステントは、一般的にはステンレス鋼合金から形成されており、これらのステントはそれらの弾性限度を越えて拡張させることができるように形成されている。その結果、このようなステントは、ステントの弾性限度を越えて膨張バルーンを膨張させることによって永久的に変形され、身体内腔を開放状態に保持し、及びかくして身体内腔の開存性を維持できる。バルーンにより拡張させることができる商業的に利用できる幾つかのステントが広範に使用されており、これらのステントは、一般的には、上述したＰＴＣＡの後に冠状動脈に埋め込まれる。
【０００８】
ステントは、多くの場合、頸部の頸動脈か末梢動脈、及び足の静脈等の身体の表面に近い脈管に埋め込まれる。これらのステントは、身体の表面に近いため、特に衝撃力を受け易く、これらの力によりステントが部分的に又は完全に潰れ、これにより脈管内の流体流れを遮断する。バルーンにより拡張させることができるステントに他の力が加わって、脈管を同様に部分的に又は完全に塞ぐことがある。例えば、特定の条件では、バルーンにより拡張させることができるステントは筋肉の収縮によっても部分的に又は完全に潰れてしまう。潰れると内腔が塞がり、ステントが埋め込まれた脈管内の血流を制限する。
【０００９】
バルーンにより拡張させることができるステントは塑性変形するため、ひとたび潰れると、即ち圧壊すると、元に戻らず、脈管を永久的に塞いでしまう。かくして、バルーンにより拡張させることができるステントは、特定の条件では、患者に取って望ましからぬ状態となる。
【００１０】
自己拡張性ステントという名称は、ステントを構成する材料の性質により自己拡張性であるということを意味する。バルーンカテーテルの拡張力は、通常は、この種のステントの展開には必要とされない。
【００１１】
上述の用途を含む重要な用途により、設計者は、自己拡張性ステントで材料特性を活用するための形状記憶合金を見つけることが急がされてきた。自己拡張性ステント及び他の医療装置に対する超弾性ニッケル−チタニウム合金の適用例は、イェルビスに付与された米国特許第４，６６５，９０６号、米国特許第５，０６７，９５７号、米国特許第５，１９０，５４６号、及び米国特許第５，５９７，３７８号、及びドッターに付与された米国特許第４，５０３，５６９号に開示されている。別の例が「形状記憶合金ステント」という標題の欧州特許公開第０８７３７３４Ａ２号に開示されている。この公開文献には、高い弾性を示すように処理が施してある形状記憶合金から形成された全体にチューブ状の本体を持つ、人間又は動物の身体の内腔で使用するためのステントが記載されている。この公開文献には、更に、所望のエンジニアリング特性を得るため、ニッケル−チタニウム合金で特定の第３元素を使用することが記載されている。
【００１２】
超弾性ステントで第３元素を使用することは、例えば、ザダノ−アジジ等に付与された米国特許第５，９０７，８９３号に示されている。一般的な提案として、例えばミトセ等に付与された米国特許第５，８８５，３８１号に開示されているように、ニッケル−チタニウム合金に第３元素を追加する試みがなされてきた。
【００１３】
明らかに、自己拡張性ニッケル−チタニウムステントは、医療の分野で有用であり且つ有効である。しかし、自己拡張性ニッケル−チタニウムステントの別の欠点は、金やタンタルから製造した匹敵する構造と比較して十分に放射線不透過性でないということである。例えば、放射線不透過性により、心臓病専門医又は医師は、ステントを使用する処置をＸ線透視検査装置又は同様の放射線医学機器を使用して見ることができる。従って、良好な放射線不透過性は、自己拡張性ニッケル−チタニウムステントが備える有用な特徴である。
【００１４】
放射線不透過性は、ニッケル−チタニウムステントのストラット厚を大きくすることによって改善できる。しかし、ストラット厚を大きくすると、送出を容易にする上で必要な品質であるステントの可撓性を大きく損なう。別の問題点は、放射線不透過性及び半径方向の力がストラット厚に従って変化するということである。更に、ニッケル−チタニウムは加工が困難であり、厚いストラットは問題を悪化させる。
【００１５】
放射線不透過性は、スパッタリング、めっき、又は共押出し等のプロセスでステントを金又は同様の重質金属でコーティングすることにより改良できる。しかしながら、これらのプロセスには、材料適合性、電蝕、高い製造費、コーティング付着性即ち離層、生体親和性、ステントの圧壊及び展開後のコーティングの一体性の喪失といった問題点がある。
【００１６】
放射線不透過性は、合金の追加によっても向上できる。一つの特別な方法は、ニッケル−チタニウムを第３元素と合金にする方法である。ニチノールの超弾性を保存しつつ放射線不透過性を高めるために第３元素を含む超弾性ニッケル−チタニウムステントが従来において必要とされてきたが、これまで利用できなかった。
【００１７】
発明の概要
本発明は、身体内腔内で使用するため、即ち身体内腔内に埋め込むためのステント等の放射線不透過性医療装置に関する。好ましい実施の形態では、ステント等の放射線不透過性装置は、ストラットパターンを画成する薄壁を持つチューブ状本体から形成され、チューブ状本体は超弾性ニッケル−チタニウム合金を含み、この合金は、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素からなる群から選択された第３元素を更に含む。好ましい実施の形態では、本発明によるステントは、ニッケルを４２．８原子百分率で、チタニウムを４９．７原子百分率で、プラチナを７．５原子百分率で含む。
【００１８】
その結果、本発明のステントは、薄い金層でコーティングした医療グレードのステンレス鋼製の同じ構造と比較して放射線不透過性が高い。別の見方をすると、特定レベルの放射線不透過性を持つ所与のステントについて、寸法及びストラットパターンが同じ本発明のステントは、少なくとも１０％小さいストラット厚で同レベルの放射線不透過性を維持する。
【００１９】
自己拡張性ニチノールステントを潰した（即ち荷重を加え） 後、送出システム内に拘束する。送出の時点で、ステントを解放し（即ち減荷重し）、その元の直径に戻すことができる。ステントは、内腔内で様々な機械的機能を果たすように設計されている。これらの機能は全て、低い減荷重プラトー応力に基づく。従って、二成分ニッケル−チタニウムとの間で合金とされる第３元素がニッケル−チタニウムの超弾性を低下させないことが重要である。
【００２０】
二成分ニッケル−チタニウムの超弾性エンジニアリング特性を維持しつつ十分な程度の放射線不透過性を得るため、好ましくは、本発明の放射線不透過性ステントはプラチナを含み、プラチナの原子百分率は２．５と等しいか或いはそれ以上であり、１５と等しいか或いはそれ以下である。変形例では、ニッケル−チタニウムをパラジウムと合金にする。パラジウムの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、２０と等しいか或いはそれ以下である。このような組成では、本発明の放射線不透過性ニチノール合金の応力−歪ヒステリシス曲線は、二成分ニッケル−チタニウムの理想化した応力−歪ヒステリシス曲線と類似している。
【００２１】
本発明は、更に、放射線不透過性ニチノールステントを提供するための方法を考えている。好ましい実施の形態では、本方法は、薄壁のチューブ状本体を提供する工程を含み、本体は超弾性ニッケル−チタニウム合金を含み、この合金は、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素群から選択された第３元素を更に含み、所定のストラットパターンを形成し、ステントは高度に放射線不透過性である。チューブ状本体を提供する工程は、ニッケル、チタニウム及び第３元素を溶融する工程と、混合物を冷却して合金のインゴットを形成する工程と、合金インゴットを熱成形する工程と、合金インゴットを熱成形又は冷間成形により円筒体にする工程と、円筒体を穿孔してチューブを形成する工程と、チューブを冷間で引き抜く工程と、チューブを焼鈍する工程とを含む。
【００２２】
本発明は、勿論、微量の第４元素、例えば鉄を加えて合金の成形性又はその熱機械的特性を更に高めることを考えている。簡単に説明すると、上述した第３元素の他に元素が存在することが考えられる。
【００２３】
好ましい実施の形態では、ステントの超弾性合金のオーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）は、０℃と等しいか或いはそれ以上であり、３７℃と等しいか或いはそれ以下である。更に、好ましい実施の形態では、溶融後のインゴットのオーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）は、０℃と等しいか或いはそれ以上であり、４０℃と等しいか或いはそれ以下である。チューブは、オーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）が、−１５℃と等しいか或いはそれ以上であり、１５℃と等しいか或いはそれ以下である。
【００２４】
本発明のその他の特徴及び利点は、本発明の以下の詳細な説明を添付の例示の図面と関連して読むことにより更に明らかになるであろう。
【００２５】
好ましい実施の形態の詳細な説明
本発明は、放射線不透過性ニチノール製医療装置に関する。例示の目的で、以下の例示の実施の形態はステントに関するけれども、本発明は、身体内腔で使用できるその他の医療装置にも同様に適用できるということは理解されよう。
【００２６】
本発明のステントは、実際上、これらのステントが埋め込まれる身体内腔と適合できるどのような形体であってもよい。ステントは、好ましくは大量の開放領域があるように、好ましくは金属に対する開放領域の比が少なくとも８０％であるように形成されなければならない。更に、ステントは、身体内腔壁の解離部やフラップがステントによって覆われ、タック止めされるように形成されなければならない。
【００２７】
図１、図２及び図４を参照すると、好ましい実施の形態では、本発明のステント１０は、超弾性（ＳＥ）のニチノール（ＮｉＴｉ）等の合金で一部又は全部が形成されている。ステント１０は、１９９６年１０月２９日にラムに付与された「拡張可能なステント及びその製造方法」という表題の米国特許第５，５６９，２９５号に開示されたステントと幾分類似している。同特許に触れたことにより、この特許に開示された内容は本明細書中に含まれたものとする。本発明のステントと米国特許第５，５６９，２９５号に開示されたステントとの幾つかの相違点は、本発明のステントが、好ましくは、第３元素を追加した超弾性材料で形成されていること、及びストラットパターンが異なることである。勿論、ステント１０の形体は、本発明で考えられている多くのステント形体の一例に過ぎない。
【００２８】
次に、図４を参照すると、ステント１０は、好ましくは半径方向に拡張可能な複数の円筒形エレメント２４を含むチューブ形体を有し、これらのエレメントは、全体に同軸に配置されており、隣接した円筒形エレメント２４間に配置された部材２６によって相互連結されている。ストラットパターンを形成するストラット１２の形状は、好ましくはこれらを入れ子にできるように設計されている。このストラットパターンは、平らに広げた図４の平面図で最もよくわかる。蛇行パターンをなしたストラット１２は、一つの円筒形エレメント２４のストラットの延長部分が、隣接した円筒形エレメントの周囲内の相補的空間に入り込むように入れ子になっている。このようにして、複数の円筒形エレメント２４を長さ方向で更に密に詰め込むことができる。
【００２９】
上述したように、本発明の例示のステントは超弾性材料を含む。一般的な意味では、超弾性というのは、一般的な鋼と比較して大量の可逆的歪みを加えることができるということを意味する。技術的意味では、「超弾性」、及び場合によっては「疑似弾性」という用語は、ニチノールの恒温転移に関する。更に詳細には、応力によるオーステナイト相からマルテンサイト相への転移に関する。超弾性を持つ合金は、一般的には、少なくとも二つの相、即ち、引張強度が比較的低く比較的低温で安定したマルテンサイト相、及び引張強度が比較的高くマルテンサイト相よりも高い温度で安定したオーステナイト相を有する。超弾性により、一般的には、ステントを潰し、ＮｉＴｉをマルテンサイト相に可逆的に変化させる応力を発生することによって金属製ステントを変形させることができる。ステントは、患者の身体への送出を容易にするため、代表的には、送出シースの内側に変形状態で拘束される。このような変形により恒温相転移を生じる。ひとたび身体内腔に入れると、ステントに作用する拘束が除かれ、これによりステントに作用する応力が減少し、その結果、超弾性ステントは恒温転移によりオーステナイト相に戻ることによってその元の未変形形状に戻る。このような条件下で、ステントが自己拡張性であると説明できる。
【００３０】
図１に戻ると、この図には、ガイドワイヤ１４を含む迅速交換ステント送出システムの先端、送出シース１６、及び経脈管カテーテル１８が部分断面で示してある。明瞭化を図るため、図１の送出システムの図は簡略化してある。これは、本発明で使用できる送出システムの一例に過ぎない。特に自己拡張性ステントで使用するための送出システムの詳細は、例えば、リモン等に付与された「自己拡張性ステント送出システム」という表題の米国特許第６，０７７，２９５号に記載されている。同特許に触れたことにより、この特許に開示された内容は本明細書中に含まれたものとする。オーバーザワイヤ等の他の送出システムを、本発明の範囲から逸脱することなく、使用できる。
【００３１】
図１は、更に、膨張内腔（図示せず）を通して膨張させた随意の膨張可能なバルーン２０を示すが、バルーンは、代表的には、ステント拡張システムには必要とされない。先ず最初に、萎ませた状態のバルーン２０にステント１０をクリンプ止めし、ステント１０が展開されるまでアッセンブリ全体を送出シース１６に収める。ステント１０は、シース１６を引っ込めたときにステント１０がバルーン２０の補助なしでその大きい展開直径にまで拡張するように、自己拡張性である。それにも拘わらず、幾つかの方法は、動脈壁２９での着座状態を改善するためにステント１０を更に拡張するため、バルーン２０を特定的に使用する。
【００３２】
図２は、自己拡張性ステント１０を、送出システムを取り外した後の拡張状態で示す。動脈２８に外力が加わると、拡張させたステント１０が一時的に及び少なくとも部分的に潰れ、即ち変形する。ステント１０が変形するとき、ニッケル−チタニウム合金の応力によりオーステナイト相からマルテンサイト相への恒温相転移が生じる。外力を取り除くと、ステント１０の応力が同様に減少し、そのためステントはマルテンサイト相からオーステナイト相へ迅速に転移して戻る。このほとんど瞬間的な恒温相転移が起こったとき、ステント１０はその一杯に拡張した状態に戻り、動脈は開存したままである。超弾性ステント１０を動脈２８に埋め込んだ場合、その高度の弾性により、ステントが外力により一時的に変形した場合でも、埋め込み箇所で動脈が永久的に潰れてしまう危険を最小にしつつ、動脈の開存性を効果的に維持する。更に、ステント１０の弾性は、フラップ３０を支持し、動脈の開存性を維持する。
【００３３】
ステント１０は、好ましくは、ニッケル−チタニウム等の超弾性材料から形成され、オーステナイト相で応力を加えた場合に恒温転移が加わる。多くの目的について、ステント１０の転移温度は、好ましくは、ニッケル−チタニウム合金が体温でオーステナイト相にあるように十分低く設定されている。
【００３４】
理論によれば、ニチノール等の金属の試料に応力が加わったとき、オーステナイト相へのマルテンサイト相からの転移が完了した温度で又はそれ以上の温度で超弾性を示し、試料は、特定の応力レベルに達するまで弾性的に変形する。特定の応力レベルに達すると、合金には、オーステナイト相からマルテンサイト相への相転移が応力により生じる。相転移が進むにつれて、対応する応力の上昇をほとんど又は全く生じることなく、合金に作用する歪みがかなり大きくなる。応力が本質的に一定である場合、歪みは、マルテンサイト相へのオーステナイト相からの転移が完了するまで大きくなる。その後、更に変形させるためには応力を更に上昇させることが必要とされる。追加の応力が加わったとき、マルテンサイト相の金属は、先ず最初に弾性的に降伏した後、塑性変形し、永久的残留変形を残す。
【００３５】
試料に作用する荷重を永久変形前に取り除いた場合、応力によって生じたマルテンサイトが弾性的に回復し、オーステナイト相に転移して戻る。応力が減少すると、先ず最初に歪みが減少する。応力の減少が、マルテンサイト相が転移してオーステナイト相に戻るのを開始するレベルに達したとき、試料の応力レベルは本質的に一定のままである（しかし、転移によってオーステナイト相へ戻るのが完了するまで、オーステナイト結晶構造がマルテンサイト結晶構造に転移する一体の応力レベル以下である）。即ち、無視できる程度の対応する応力減少により歪みが大幅に回復する。転移によるオーステナイトへの戻りが完了した後、応力が更に減少することにより弾性歪みが減少する。荷重を加えたとき、一定の応力で大きな歪みが加わり、荷重を取り除くと変形状態から回復するこの性能を「超弾性」と呼び、場合によっては「疑似弾性」と呼ぶ。
【００３６】
図３は、超弾性二成分ニッケル−チタニウム合金についての理想化した応力−歪ヒステリシス曲線を示す。関係をｘ−ｙ軸上にプロットする。ｘ軸が歪みを示し、ｙ軸が応力を示す。図示を容易にするため、ｘ−ｙ軸には、超弾性ニチノールについて代表的な目盛りが付けてある。この目盛りは、応力については０−６０ｋｓｉであり、歪みについては０−９％である。
【００３７】
図３のプロットを見ると、点Ａから点Ｂまでの線はニッケル−チタニウム合金の弾性変形を表す。点Ｂの後、歪み又は変形は、もはや、加わった応力と比例せず、応力によるオーステナイト相からマルテンサイト相への転移の開始が点Ｂと点Ｃとの間の領域で生じる。
【００３８】
点Ｃから点Ｄに向かって、材料は、比較的一定の応力で大きな変形即ち歪みが発生する領域に入る。この一定領域即ちプラトー領域は、連続的に増大する歪みと遭遇するときの材料の挙動を示すため、加荷重応力（ｌｏａｄｉｎｇ ｓｔｒｅｓｓ）として知られている。オーステナイトからマルテンサイトへの転移が起こるのはこのＣ−Ｄプラトー領域である。
【００３９】
応力が試料に加えられることによるマルテンサイト相への転移は、点Ｄのところで実質的に完了する。点Ｄを越えると、マルテンサイト相は変形し始める。この変形は最初は弾性変形であるが、点Ｅを越えると塑性変形即ち永久変形となる。
【００４０】
超弾性材料に加えられた応力を取り除くと、材料挙動は点Ｅから点Ｆまでの曲線を辿る。マルテンサイトは、マルテンサイト構造に永久変形が加わっていない場合には、Ｅ−Ｆ領域内でその元の形状を取戻す。回復プロセスの点Ｆで、金属は、応力による不安定なマルテンサイト相から転移によって比較的安定したオーステナイト相に戻り始める。
【００４１】
点Ｇから点Ｈまでの領域（この領域もまた、応力が本質的に一定の領域即ちプラトー領域である）において、マルテンサイトからオーステナイトに戻る相転移が起こる。この一定領域即ちプラトー領域Ｇ−Ｈは、減荷重応力（ｕｎｌｏａｄｉｎｇ ｓｔｒｅｓｓ）として知られている。点Ｉから点Ａまでの線は、その元の形状への金属の弾性回復を示す。
【００４２】
超弾性を示す二成分ニッケル−チタニウム合金は、以上に説明し且つ図３の曲線にプロットした非常に特異な応力−歪み関係を有する。上文中で強調したように、超弾性曲線は、加荷重時の応力がほぼ一定の領域によって特徴付けられる。これらの領域は、上文中で加荷重プラトー応力Ｃ−Ｄ及び減荷重プラトー応力Ｇ−Ｈと記載してある。当然のことながら、加荷重プラトー応力Ｃ−Ｄの大きさは、常に、減荷重プラトー応力Ｇ−Ｈよりも大きい。加荷重プラトー応力は、元のオーステナイト結晶構造からマルテンサイトが応力で生じる期間を表す。荷重を取り除くと、曲線の減荷重プラトー応力に沿って、応力によりマルテンサイトが転移してオーステナイトに戻る。加荷重応力Ｃ−Ｄ及び減荷重応力Ｇ−Ｈでの応力間の差がシステムのヒステリシスを決定する。
【００４３】
本発明は、以上に説明したニッケル−チタニウム合金の超弾性を保存しつつ、第３成分を追加することにより材料の放射線不透過性を改善しようとするものである。これは、好ましくは、一実施の形態では、チタニウムを約３０％乃至約５２％を含み、及び残りがニッケル、及び一つ又はそれ以上の追加の第３合金元素である組成物を形成することによって行われる。このような第３合金元素は、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムからなる群から選択できる。好ましい実施の形態では、プラチナの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、１５と等しいか或いはそれ以下である。変形例では、パラジウムの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、２０と等しいか或いはそれ以下である。
【００４４】
本発明の好ましい実施の形態によるステントは、ニッケルを４２．８原子百分率、チタニウムを４９．７原子百分率、及びプラチナを７．５原子百分率含む。実験的研究によれば、上述した組成は、２．７μｍ乃至６．５μｍの金コーティングを備えた３１６Ｌステンレス鋼製の同じ大きさ及びパターンのステントと匹敵する放射線不透過性を持つステントパターンを製造する。
【００４５】
様々な変形例において、本発明は、合金の二次形成適性又はその熱機械的特性を更に高めるため、微量の第４元素、例えば鉄を加えることも考えられる。本発明の合金では、炭素や酸素等の不純物を含んでいてもよい。
【００４６】
本発明の超弾性放射線不透過性金属製ステントの好ましい製造方法は、先ず最初にニッケル−チタニウムチューブを製造することを必然的に伴う。チューブは、ニッケル及びチタニウムを以上に記載した組成に従って第３元素とともに真空誘導溶融することにより形成される。次いで、ばらつきがないようにするためにインゴットを再溶融する。次にインゴットを圧延してバーストックにした後、真っ直ぐにして大きさを整え、熱間又は冷間で円筒体に形成する。この円筒体をガンドリルで穿孔し、チューブを形成する。ガンドリルの代わりに、放電加工（ＥＤＭ）、レーザービーム加工等の当該技術分野で周知の他の材料除去方法を使用できる。次に、チューブを冷間で引抜き、繰り返し焼鈍し、所定の寸法に形成する。
【００４７】
以上の好ましい実施の形態の任意の工程を繰り返し、手順から除外し、即ち所望の結果に応じて必要とされるように省略する。本明細書中の下記において、チューブは、ストラットパターンのレーザー切断、熱硬化等の従来のステント製造技術で製造される。
【００４８】
以下の説明は、十分に放射線不透過性であるが、合金の超弾性応力−歪み挙動を維持するための本発明についての加工上の追加の指標である。経験によれば、様々な好ましい実施の形態において、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄ又はＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔのインゴットは、オーステナイト完了温度が０℃≦Ａ_ｆ ≦４０でなければならないということがわかっている。Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄ又はＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔのチューブは、オーステナイト完了温度が−１５℃≦Ａ_ｆ ≦１５でなければならない。例示の実施の形態では、最終的なレーザー切断時のオーステナイト完了温度は０℃≦Ａ_ｆ ≦３７でなければならない。勿論、完成したレーザー切断ステントのＡ_ｆ は、必要に応じて、当該技術で周知の熱処理プロセスによって設定できる。
【００４９】
オーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）は、金属が完全にオーステナイトに変換する温度を意味すると定義される。技術用語では、Ａ_ｆ （及び他の転移温度Ａ_ｓ 、Ｍ_ｓ 、Ｍ_ｆ ）は、例えばＮｉ−Ｔｉ−Ｐｄ又はＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔでできたインゴットに適用された場合、当該技術で周知の示差走査熱分析計（ＤＳＣ）によって決定される。インゴットの転移温度を決定するためのＤＳＣ試験法は、「ニッケル−チタニウム合金の転移温度についての熱分析による標準的試験方法」という標題のＡＳＴＭ規格第Ｆ２００４−００号に従って行われる。
【００５０】
チューブ及び完成したステントの「活性Ａ_ｆ 」は、曲げ及び自由回復試験によって決定される。この試験もまた、当該技術分野で周知である。このような試験では、チューブをＭ_ｆ 温度以下に冷却し、変形させ、加熱する。温度上昇を監視すると、チューブの変形の最終回復点が材料のＡ_ｆ に近づく。活性Ａ_ｆ 試験技術は、「曲げ及び自由回復によるニッケル−チタニウム形状記憶合金の転移温度の決定」という標題の第２ＡＳＴＭ規格に従って、又は当該技術分野で周知の同様の試験方法によって行われる。
【００５１】
以上の例示の実施の形態に従って製造されたワイヤの試料を試験する。詳細には、ニッケル−チタニウム−パラジウム及びニッケル−チタニウム−プラチナについての実験データに基づいて応力−歪み関係を図５の二成分ニチノールに対してプロットする。曲線Ａはニッケル−チタニウム−プラチナの試料と対応する。曲線Ｂは二成分ニチノールに関する。曲線Ｃはニッケル−チタニウム−パラジウムの試料に関する。実験データを得るため、最初に、オーステナイト相からマルテンサイト相への相転移を越えるまでワイヤ試料に徐々に大きくなる張力を加える。次いで、塑性変形前に、試料に作用する応力をゼロに低下し、変形を完全に回復するまで張力をゆっくりと解放する。
【００５２】
図５のプロットから明らかなように、本発明のニッケル−チタニウム−パラジウム合金及びニッケル−チタニウム−プラチナ合金の応力−歪み曲線は、二成分ニチノールについてのヒステリシス曲線と類似している。全ての三つの曲線は、加荷重プラトー応力及び減荷重プラトー応力が本質的に平らであり、超弾性金属の特徴である相転移の存在を示す。従って、本発明のニチノールステントは、材料の超弾性を保持しつつ放射線不透過性を向上するため、これらの実施の形態においてパラジウム又はプラチナである第３元素を含む。これまで足らなかったのは、これらの合金の超弾性を保持しながらこのレベルの放射線不透過性を得ることができることの実験的証拠である。
【００５３】
本発明は、更に、ステントの壁厚やストラット厚を大きくすることによらないで放射線不透過性を向上するニチノールステントを提供する。壁厚やストラット厚さを大きくするとステントの可撓性が損なわれる。これは送出性を損なう。というよりはむしろ、本発明の超弾性ニチノールステントは、壁／ストラット厚が薄く、及び／又はステント断面積が従来のステンレス鋼ステントと同様であり、薄い金コーティングを備えたステンレス鋼ステントに匹敵する放射線不透過性を有する。壁／ストラット厚は、チューブの内径と外径との間の差によって定義される。
【００５４】
確かに、本発明のステントの向上させた放射線不透過性は、ストラット厚によって厳密に特徴付けることができる。本願では、本発明の放射線不透過性ステントのストラット厚が小さいが、太いストラットを持つステントと同じ放射線不透過性を示す。換言すると、特定レベルの放射線不透過性を示すステントが与えられたとき、同じ寸法及びストラットパターンを持つ本発明のステントは、同レベルの放射線不透過性にも拘わらず、ストラット厚が基準ステントと比較して少なくとも１０％減少する。
【００５５】
変形例では、１０％の減少は、ストラットの断面積に関しても定量化できる。即ち、所与の断面積のストラットを持つ所定レベルの放射線不透過性を持つ所与のステントに対し、寸法及びストラットパターンが同じ本発明のステントは同レベルの放射線不透過性を示すが、ストラットの断面積が基準ステントと比較して少なくとも１０％減少する。
【００５６】
ニチノールの超弾性以外の特徴は、形状記憶である。本発明は、この物理的特性に関し、以下に説明するように使用できる。
【００５７】
形状記憶効果により、身体の内腔又はキャビティ内への挿入を容易にするためにニチノール構造を変形でき、次いで身体内で加熱し、構造をその元の所定形状に戻す。形状記憶効果を持つニチノール合金は、一般的には、引張強度が比較的低く且つ比較的低温で安定したマルテンサイト相、及び引張強度が比較的高く且つマルテンサイト相よりも高い温度で安定したオーステナイト相の少なくとも二つの相を有する。
【００５８】
形状記憶効果は、ニッケル−チタニウム金属をマルテンサイト相からオーステナイト相への転移が完了する温度よりも高い温度まで、即ちオーステナイト相が安定する温度よりも高い温度まで加熱することによって、合金に与えられる。この熱処理中の金属の形状が、「記憶された」形状である。熱処理を加えた金属をマルテンサイト相が安定する温度まで冷却し、オーステナイト相を転移してマルテンサイト相にする。次いで、例えば患者の身体に入れるのを容易にするため、マルテンサイト相の金属を塑性変形する。変形させたマルテンサイト相を、これに続いて、マルテンサイト−オーステナイト転移温度よりも高い温度まで加熱し、変形させたマルテンサイト相を転移させてオーステナイト相にする。この相転移中、金属はその元の形状に向かって戻る。
【００５９】
金属の組成及び材料の加工を僅かに変えることによって、回復温度即ち転移温度を変化させることができる。正しい組成を開発する上で、正しい転移温度を選択するために生物学的温度適合性を決定しなければならない。換言すると、ステントの加熱時にステントが周囲身体組織に関して不適合である程に高温であってはならない。自己架橋可能（ａｕｔｏｃｒｏｓｓｌｉｎｋａｂｌｅ）高密度ポリエチレン（ＨＤＰＥＸ）等の照射記憶ポリマー等の他の形状記憶材料を使用することもできるが、これらの材料に限定されない。形状記憶合金は当該技術分野で周知であり、例えば、サイエンティフィックアメリカン誌の第２８１巻第７４頁乃至第８２頁（１９７９年１１月）の「形状記憶合金」に論じられている。この文献に触れたことにより、この文献に開示された内容は本明細書中に含まれたものとする。
【００６０】
形状記憶合金は、特定温度でオーステナイト相とマルテンサイト相との間で転移を受ける。マルテンサイト相の状態で変形させると、同じ相にある限りこの変形を保持するが、転移温度まで加熱すると元の形体に戻る。このとき、オーステナイト相へ転移する。これらの転移が起こる温度は、合金の性質及び材料の状態によって影響される。本発明については、転移温度が体温よりも僅かに低いニッケル−チタニウムをベースとした合金（ＮｉＴｉ）が好ましい。ステントを身体の内腔に埋め込んだときにマルテンサイト状態からオーステナイト状態へ迅速に転移するようにするため、転移温度を体温よりも僅かに低い温度に設定するのが望ましい。
【００６１】
再び図１、図２及び図４を参照すると、本発明のステント１０は以上に論じたＮｉＴｉ等の形状記憶合金から形成される。ステント１０を動脈２８又は他の脈管に挿入した後、送出シース１６を引っ込めてステント１０を周囲環境に露呈する。ステント１０は、次いで、形状記憶合金から形成された装置について以上に説明したように、動脈２８内の比較的高い温度との接触により直ちに拡張する。ステント１０を半径方向の外方に更に拡張させるため、随意の膨張可能なバルーン２０を従来の手段によって膨張させることができる。
【００６２】
この場合も、外力が動脈に及ぼされると、ステント１０は一時的に少なくとも部分的に潰れる。ステント１０は、次いで、その形状記憶性によりその以前の拡張形状に迅速に戻る。かくして、形状記憶性を持つ耐圧壊性ステントが脈管に埋め込まれる。本ステントは、脈管が永久的に潰れる危険、及びステントが外力により一時的に変形した場合にステントが埋め込んだ場所から外れる危険の両方を最小にしながら脈管の開存性を維持する。
【００６３】
ステント１０が本発明に従って形成されている場合、これは高度に放射線不透過性である。以上に説明したのと同じ合金化プロセスを使用して第３元素を加え、ステントの放射線不透過性を向上する。マルテンサイトからオーステナイトへの相転移が熱で生じる限り、本発明のステントの展開を形状記憶効果に関して説明できる。
【００６４】
本発明を放射線不透過性ニチノールステントに関して例示し且つ説明したが、本発明を他の場合に使用できるということは当業者にとって明らかである。本発明の範囲から逸脱することなく、この他の変更及び改良を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
送出カテーテルに取り付けられ、損傷した脈管内で拡張され、損傷した脈管内壁を脈管壁に押し付けるステントを示す、部分断面側面図である。
【図２】
送出カテーテルを引き出した後の、脈管内で拡張させたステントを示す部分断面側面図である。
【図３】
超弾性材料についての理想化した応力−歪みヒステリシス曲線である。
【図４】
超弾性ステントの例示の実施の形態の平らに広げたストラットパターンの平面図である。
【図５】
本発明で使用される二成分ニチノール合金及びニッケル−チタニウム−パラジウム合金及びニッケル−チタニウム−プラチナ合金の間の高度に類似した応力−歪み関係を示す一群の実験データ曲線である。

Claims (16)

1. 身体の内腔で使用するための放射線不透過性医療装置において、ストラットパターンを画成する薄壁を持つチューブ状本体を有し、
   前記本体は超弾性合金を含み、この合金は、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素からなる群から選択された第３元素を更に含む、放射線不透過性医療装置。
2. プラチナの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、１５と等しいか或いはそれ以下である、請求項１に記載の放射線不透過性医療装置。
3. パラジウムの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、２０と等しいか或いはそれ以下である、請求項１に記載の放射線不透過性医療装置。
4. 前記薄壁は、同レベルの放射線不透過性を持つ同じ形状及び大きさの医療装置よりも少なくとも１０％薄い、請求項１に記載の放射線不透過性医療装置。
5. 前記ストラットパターンの断面積は、同レベルの放射線不透過性を持つ同じ形状及び大きさの医療装置のストラットの断面積よりも１０％小さい、請求項１に記載の放射線不透過性医療装置。
6. 前記超弾性合金は、ニッケル−チタニウム合金を含む、請求項１に記載の放射線不透過性医療装置。
7. チタニウムの原子百分率は、４６％と等しいか或いはそれ以上であり、５２％と等しいか或いはそれ以下である、請求項６に記載の放射線不透過性医療装置。
8. 前記ステントの超弾性合金のオーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）は、０℃と等しいか或いはそれ以上であり、３７℃と等しいか或いはそれ以下である、請求項６に記載の放射線不透過性医療装置。
9. 前記チューブ形状本体は、オーステナイト完了温度（Ａ_ｆ ）が、−１５℃と等しいか或いはそれ以上であり、１５℃と等しいか或いはそれ以下の原料チューブを含む、請求項６に記載の放射線不透過性医療装置。
10. 医療用超弾性放射線不透過性金属製ステントにおいて、
    ストラットパターンを画成する薄壁を持つチューブ状本体を有し、
    前記本体は、超弾性ニッケル−チタニウム合金を含み、この合金は、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素からなる群から選択された第３元素を更に含み、
    前記ステントは所定レベルの放射線不透過性を示す、医療用超弾性放射線不透過性金属製ステント。
11. 前記ステントの放射線不透過性は、ストラットパターン及び大きさが同じで２．７μｍ乃至６．５μｍの金をコーティングした３１６Ｌステンレス鋼ステントとほぼ等価である、請求項１０に記載の超弾性放射線不透過性金属製ステント。
12. プラチナの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、１５と等しいか或いはそれ以下である、請求項１０に記載の超弾性放射線不透過性金属製ステント。
13. パラジウムの原子百分率は、２．５と等しいか或いはそれ以上であり、２０と等しいか或いはそれ以下である、請求項１０に記載の超弾性放射線不透過性金属製ステント。
14. 前記薄壁は、実質的に等価の放射線不透過性レベルの同じストラットパターンのステントよりも少なくとも１０％薄い、請求項１０に記載の超弾性放射線不透過性金属製ステント。
15. 前記ストラットパターンは、チューブからレーザー切断される、請求項１０に記載の超弾性放射線不透過性金属製ステント。
16. 医療用超弾性放射線不透過性金属製ステントを提供するための方法において、
    超弾性ニッケル−チタニウム合金を含み、この合金が、イリジウム、プラチナ、金、レニウム、タングステン、パラジウム、ロジウム、タンタル、銀、ルテニウム又はハフニウムを含む化学元素からなる群から選択された第３元素を更に含む、薄壁のチューブ状本体を提供する工程と、
    ストラットパターンを形成する工程とを含み、
    前記ステントは放射線不透過性である、方法。

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