JP2006515779A - 一方が他方より放射線不透過性が低い二つの部分を含む医療用装置 - Google Patents

Abstract

ステント、ステント−移植片、移植片、ガイドワイヤ及びフィルターのような医療用装置であって、放射線不透過性が高められた医療用装置が開示されている。

Description

本発明は、例えばステント、ステント移植片、ガイドワイヤ及びフィルターのような医療用装置並びに該装置を形成する方法に関する。

人体は、動脈、その他の血管及びその他の体腔などのような種々の通路を含む。これらの通路は時として閉塞するか、又は弱くなる。例えば、該通路は腫瘍により閉塞されたり、プラークにより制限を受けたり、又は動脈瘤により弱くなる。これらが起こる場合、該通路は再開口されるか、補強されるか、又は医療用の内部人工器官（ｅｎｄｏｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ）に置き換えられ得る。内部人工器官は典型的には、体内の管腔に配置されるべき管状部材である。内部人工器官の例としては、ステント及び被覆されたステントが挙げられ、しばしば「ステント移植片」と称される。

内部人工器官はカテーテルにより体内に送達され、該カテーテルは、該内部人工器官を所望の部位に輸送する場合、該内部人工器官を小型化された、又は縮小された大きさの形状にて保持する。所望の部位に到達すると、該内部人工器官は例えば管腔の壁に接触するべく拡張される。

拡張機構は、該内部人工器官を径方向に拡径させる工程を含む。例えば、拡張機構はバルーンを保持するカテーテルを含み、バルーンにて拡張可能な内部人工器官を保持する。バルーンは、管腔の壁と接触する所定の位置にて、拡張された内部人工器官を変形して、適合するように膨張される。その後、バルーンは収縮され、カテーテルは後退させられる。

別の送達技術において、内部人工器官は、例えば、弾性的、又は材料の相転移により可逆的に縮小及び拡張する弾性材料から形成される。体内への導入時には、該内部人工器官は縮小された状態に制限される。所望の移植部位に到達すると、例えば、外側シースのような制限装置を引き抜くことにより該制限物が取り除かれ、該内部人工器官が自身の内部弾性回復力により自身で拡張する。これに代えて、自己拡張は、温度の変化又は応力の適用により誘導される物質の相転移を介して起こり得る。

通路を開いた状態にて支持するために、該内部人工器官は、例えばステンレス鋼又はニチノール（ニッケル−チタン合金）のような比較的強い材料から、ストラッド又はワイヤに形成され得る。しかしながら、これらの材料は比較的放射線透過性である。即ち、該材料は、送達時及び送達後に内部人工器官を配置及び監視するために使用される技術であるＸ線蛍光透視下では容易に視認できない。それらの視認性を（例えば、その放射線不透過性を増大する等により）高めるために、内部人工器官は金のような比較的放射線不透過性の材料にてコーティングされる、及び／又は一つ以上の放射線不透過性マーカを含む。

本発明は、上記懸案を鑑みてなされたものであり、医療用装置に関する。

一態様において、本発明は内部人工器官のような医療用装置に関し、該医療用装置は放射線不透過性かつ比較的機械的に弱い第一の部分と、該第一の部分より放射線不透過性が低い第二の部分とを有する。例えば、超弾性形状記憶材料から形成される第二の部分は、例えば体腔を開いた状態にて支持するための強度を該装置に提供することが可能である。第一の部分は、第二の部分の性能を妨げることなく該装置の放射線不透過性を高めることが可能である。

別の態様において、本発明は第一の部分と第二の部分を有する構造体を含むステントにより特徴付けられ、該第一の部分は該構造体の拡張により破砕する第一の組成物を含み、該第二の部分は第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物を含む。

第二の部分は第一の部分を包囲し得る。
第二の組成物は、形状記憶材料を含むか、超弾性特性を備えるかの少なくとも一方である。第二の組成物は、ニッケル−チタン合金、ステンレス鋼、チタン、及び／又はポリマーを含み得る。ポリマーは例えば、ポリノルボルネン、ポリカプロラクトン、ポリエン類、ナイロン類、ポリシクロオクテン（ＰＣＯ）又はポリビニルアセテート／ポリビニリデンフルオライド（ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｉｄｉｎｅｆｌｕｏｒｉｄｅ）であり得る。

第一の組成物は、約９．９ｇ／ｃｃより大きい密度を有する。第一の組成物は、金、タンタル、パラジウム及び／又は白金を含み得る。第一の組成物は、粉末の形態及び／又は繊維の形態であり得る。

構造体は第二の組成物からなる第三の部分を含み、第一の部分は第二の部分と第三の部分との間にある。
構造体はワイヤ又は管状部材の形態であり得る。
ステントは、自己拡張可能なステント、バルーンにて拡張可能なステント、又は例えば治療剤を含むステント移植片であり得る。

別の態様において、本発明は第一の部分と第二の部分とを含む構造体からなる医療用装置により特徴づけられ、該第一の部分は放射線不透過性組成物と第二の組成物とを含む混合物を有し、該混合物はほぼ純粋な放射線不透過性組成物の降伏強度より小さい降伏強度を有し、かつ第二の部分は該混合物より放射線不透過性が低い第三の組成物を有する。

実施形態は以下の特徴の一つ以上を含む。第二の組成物は、炭素、窒素、水素、カルシウム、カリウム、ビスマス及び／又は酸素を含む。第一の部分は、約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）より小さい降伏強度を有する。第三の組成物は、形状記憶材料を含むか、超弾性特性を備えるかの少なくとも一方である。第三の組成物は、ニッケル−チタン合金、ステンレス鋼、又は形状記憶ポリマーを含む。第一の組成物は約９．９ｇ／ｃｃより大きい密度を有する。第一の組成物は、金、タンタル、パラジウム及び／又は白金を含む。第一の組成物は、粉末の形態である。第一の組成物は繊維の形態である。構造体は更に第三の組成物を有する第三の部分を含み、かつ第一の部分は第二の部分と第三の部分との間にある。

構造体はワイヤ又は管状部材の形態であり得る。
装置は、自己拡張可能なステント、バルーンにて拡張可能なステント、例えば治療剤を含むステント移植片又は血管フィルターであり得る。
別の態様において、本発明は医療用装置を形成する方法により特徴付けられる。該方法は、放射線不透過性の組成物の降伏強度を低減する工程と、該放射線不透過性組成物を医療用装置に組み込む工程とを含む。

実施形態は以下の特徴の一つ以上を含む。降伏強度を低減する工程は、放射線不透過性組成物をアニーリングする工程を含む。降伏強度を低減する工程は、放射線不透過性組成物と、炭素、窒素、水素、カルシウム、カリウム、ビスマス及び／又は酸素を含む第二の組成物とを反応させる工程を含む。降伏強度を低減する工程は、放射線不透過性組成物の選択された部分を取り除く工程を含む。放射線不透過性組成物の降伏強度は、約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）未満まで低減される。

別の態様において、本発明は医療用装置を形成する方法により特徴付けられ、該方法は、第一の組成物を含む第一の部分と該第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物を含む第二の部分とを有する構造体を形成する工程と、該構造体を医療用装置に組み込む工程と、第一の組成物の降伏強度を低減する工程とを含む。

実施形態は以下の特徴の一つ以上を含む。降伏強度を低減する工程は、構造体を医療用装置に組み込む工程の後に実施される。降伏強度を低減する工程は、第一の組成物と第三の組成物とを反応させる工程を含む。降伏強度を低減する工程は第一の組成物を加熱する工程を含む。構造体はワイヤの形態である。構造体は管の形態である。

別の態様において、本発明は医療用装置を形成する方法により特徴付けられ、該方法は、第一の組成物を含む第一の部分と該第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物を含む第二の部分とを有する構造体を形成する工程と、該構造体を医療用装置に組み込む工程と、を含み、第一の組成物は構造体の組み込みに反応して脆化される。

実施形態は以下の特徴の一つ以上を含む。医療用装置はステント送達システムを含む。該方法はさらに、構造体を内部人工器官に形成する工程を含む。
別の態様において、本発明は第一の部分と第二の部分とを含む構造体からなる医療用装置により特徴付けられ、該第一の部分は第一の組成物を有するとともに該第一の組成物は構造体の変形により脆化され、該第二の部分は該第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物を有する。例えば、拡張時のような構造体の変形時、第一の組成物は例えば破砕又は亀裂のように分離するためにその塑性限界を超えて変形され、かつ第一の部分に多数の切れ目を与える。この切れ目は、例えばＸ線技術を用いて検出され得る。幾らかの場合において、第一の組成物は、構造体の変形に応じて第二の組成物とともに流動することを望まない。

第二の部分は第一の部分を包囲し得る。
第二の組成物は、形状記憶材料を含むか、超弾性特性を備えるかの少なくとも一方である。第二の組成物は、ニッケル−チタン合金、ステンレス鋼、チタン、及び／又はポリマーを含み得る。ポリマーは例えば、ポリノルボルネン、ポリカプロラクトン、ポリエン類、ナイロン類、ポリシクロオクテン（ＰＣＯ）又はポリビニルアセテート／ポリビニリデンフルオライドであり得る。

第一の組成物は、約９．９ｇ／ｃｃより大きい密度を有する。第一の組成物は、金、タンタル、パラジウム及び／又は白金を含み得る。第一の組成物は、粉末の形態及び／又は繊維の形態であり得る。

構造体は第二の組成物からなる第三の部分を含み、第一の部分は第二の部分と第三の部分との間にある。
構造体はワイヤ又は管状部材の形態であり得る。
装置は、自己拡張可能なステント、バルーンにて拡張可能なステント、例えば治療剤を含むステント移植片、又は血管フィルターであり得る。

ある実施形態において、ワイヤの形態である構造体は、ガイドワイヤ、フィルター、フィルタワイヤ、カテーテル強化ワイヤ、わな（ｓｎａｒｅ）、塞栓性コイル、例えばペースメーカー用のリードワイヤ、クリップ、又は弾性若しくは形状記憶変形可能／回復可能な材料を使用することにより放射線不透過性が高められることが望ましいその他の装置を形成するために使用され得る。

本発明の他の態様、特徴及び利点は、好ましい実施形態の記載及び請求の範囲から明らかであろう。

図１、２Ａ及び２Ｂを参照すると、内部人工器官２０（図示されたような自己拡張可能なステント）は、管状部材２４中に例えば編み込みにより形成されるフィラメント又はワイヤ２２を含む。ワイヤ２２は外側部２８により同心円状に囲まれた比較的放射線不透過性の部分２６から形成された複合構造体を含む。外側部２８は、内部人工器官２０に、所望の機械的特性（例えば高弾性及び高強度）及び化学的特性（例えば、生物学的適合性）を付与することが可能である。以下に記載されるように、放射線不透過部２６は、例えば拡張動作のような使用時に内部人工器官２０により加えられる応力に対して機械的に弱い状態となるように選択及び／又はデザインされた一つ以上の材料から形成される。その結果、放射線不透過部２６は、外側部２８及び内部人工器官２０の性能を例えば阻害する等のような該性能に本質的に悪影響を与えることなく、該内部人工器官２０の放射線不透過性を高めることが可能である。

放射線不透過部２６は、例えば、金属又は金属の混合物のような一つ以上の放射線不透過性材料を含む。いくつかの実施形態において、放射線不透過性材料は、Ｘ線に比較的吸収され易く、１００ｋｅＶにて、例えば少なくとも５０ｃｍ^−１のような少なくとも２５ｃｍ^−１の線減衰係数を有する。幾らかの実施形態において、放射線不透過性材料は、放射線不透過性を高めるための比較的高密度であり、例えば、約９．９ｇ／ｃｃ又はそれ以上の密度を有する。例えば、放射線不透過性材料は、タンタル（１６．６ｇ／ｃｃ）、タングステン（１９．３ｇ／ｃｃ）、レニウム（２１．２ｇ／ｃｃ）、ビスマス（９．９ｇ／ｃｃ）、銀（１６．４９ｇ／ｃｃ）、金（１９．３ｇ／ｃｃ）、白金（２１．４５ｇ／ｃｃ）、イリジウム（２２．４ｇ／ｃｃ）及び／又はそれらの合金を含み得る。

放射線不透過部２６は、外側部２８及び内部人工器官２０の性能に悪影響を与えないように、形成される及び／又は修飾される。いくつかの実施形態において、放射線不透過部２６は使用時に内部人工器官２０により与えられる応力より小さい降伏強度を有するように形成され得る。例えば、ニチノールステントの場合、放射線不透過部２６はニチノールにより与えられる約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）の回復力より小さい降伏強度を有する。これに代えて、又はこれに加えて、放射線不透過部２６は内部人工器官２０が使用される場合、たとえば、粉砕する、割れる、変形する又は崩壊する等、機械的に脆弱であるか、又は機能しなくなるようにデザインされ得る。放射線不透過部２６を形成する、又は修飾する多くの方法が可能である。

幾らかの実施形態において、放射線不透過性材料は、該材料を脆弱化又は軟化させるために、例えばアニーリングされる等、選択的に熱処理され得る。一般的に、放射性不透過性材料は、外側部２８及び／又は内部人工器官２０の回復力より小さい降伏応力を提供するために熱処理される。放射線不透過性材料の熱処理の例は、以下の実施例１に示されている。

幾らかの実施形態において、放射線不透過性材料は、該材料が他の材料と反応することにより比較的弱くなるか、又は脆弱になる。例えば、タンタルは、炭素、酸素、窒素及び／又は水素のような微量の不純物を導入することにより脆化する。不純物は、空気、窒素、窒素−水素、及び／又は二酸化炭素を含む雰囲気中にてタンタルを例えばアニーリングのように加熱することにより導入され得る。脆化されたタンタルは、以下に記載するようなローリング（ｒｏｌｌｉｎｇ）又はドローイング（ｄｒａｗｉｎｇ）のような処理動作時により小さな粒子に破砕される。金は、ビスマス、カルシウム又はカリウムイオンを含む浴中にて加熱することにより脆化され、該イオンが金に分散する。ニチノール／金複合ワイヤに対して、金の脆化はニチノールのアニーリングと同時に実施され得る。例えば、ワイヤは、金の選択された部分が例えばニチノールの一部を取り除く又は粉砕することにより露出され、次いでワイヤが流動層又は加熱塩浴（ｈｅａｔｅｄ ｓａｌｔ ｂａｔｈ）中にて加熱処理され得る。

幾らかの実施形態において、放射線不透過性材料は、凝集して、例えば破砕しやすい、又は割れやすいような比較的弱い放射線不透過部２６を形成するような形態であり得る。放射線不透過性材料は、放射線不透過部２６が一続きの固体の芯ではないように、粉末、粒子、破片及び／又は繊維の形態であり得る。

繊維は、幅又は直径より大きな全長を有するほぼ細長い構造体であり得る。繊維は、約０．１ｍｍ乃至約１０ｍｍの長さであり得る。幾らかの実施形態において、繊維は、約０．１、０．５、１．０、１．５、２．０、２．５、３．０、３．５、４．０、４．５、５．０、５．５、６．０、７．０、７．５、８．０、８．５、９．０、又は９．５ｍｍに等しいか若しくはそれより大きい長さ、及び／又は、例えば、約０．１乃至約３．０ｍｍのような、約１０、９．５、９．０、８．５、８．０、７．５、７．０、６．５、６．０、５．５、５．０、４．５、４．０、３．５、３．０、２．５、２．０、１．５、１．０又は０．５ｍｍと等しいか若しくはそれ未満である長さであり得る。繊維の長さは均一であるか、又は比較的不規則であり得る。繊維は、約１ミクロン乃至約１００ミクロンの幅を有する。繊維は約１、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０又は９０ミクロンに等しい若しくはそれより大きい幅、及び／又は、例えば約１乃至約２０ミクロンのような、約１００、９０、８０、７０、６０、５０、４０、３０、２０又は１０ミクロンに等しい若しくはそれ未満の幅を有し得る。幅は均一であるか、又は比較的不規則であり得る。

幾らかの実施形態において、繊維は約１０：１乃至約１００：１の長さ：幅のアスペクト比を備えるが、それより高いアスペクト比も可能である。幾らかの実施形態において、長さ：幅のアスペクト比は、約１０：１、２０：１、３０：１、４０：１、５０：１、６０：１、７０：１、８０：１又は９０：１に等しい若しくはそれより大きい、及び／又は、例えば約２０：１乃至約４０：１のような、約１００：１、９０：１、８０：１、７０：１、６０：１、５０：１、４０：１、３０：１又は２０：１に等しい若しくはそれ未満であり得る。アスペクト比を決定するために使用される幅は、最も狭い幅であるか、又は最も広い幅であり得る。長さは、繊維の最も長い寸法であり得る。二つ以上の異なるアスペクト比及び／又は寸法を有する繊維の混合物も使用され得る。

繊維は種々の形態又は形状であり得る。繊維は円形若しくは卵型のような非円形、又は、３、４、５、６、７若しくは８以上の辺を有する規則的若しくは不規則な多角形の断面を備え得る。繊維の外面は、例えば円筒状若しくはロッド状、又 はファセット状のように比較的滑らかであり得る。繊維は均一な厚みを有するか、又は、例えば該繊維がその全長にそってテーパ状であるような不均一な厚みを有する。二つ以上の異なる形態又は形状を有する繊維の混合物を使用することもできる。別の実施形態において、不規則な形状を備えた薄い平板な破片状の繊維を使用することもできる。

粉末、粒子及び破片は、例えば、該材料を標準的なふるいにかけて所望の大きさに篩分けするような従来からの技術によりサイズ化され得る。ろ過工程は、所望のサイズの破片を得るために、比較的大きな粒子及び／又は比較的微粒子を篩い分けする。幾らかの実施形態において、粒子、粉末又は破片は約１ミクロン乃至約１００ミクロンの平均サイズを備える。粒子、粉末又は破片は、約１、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０又は９０ミクロンより大きいか若しくは等しい平均サイズ、及び／又は、例えば約１乃至約２０ミクロンのような、約１００、９０、８０、７０、６０、５０、４０、３０、２０又は１０ミクロンに等しい若しくはそれ未満の平均サイズを有し得る。

繊維、粒子、粉末及び／又は破片は放射線不透過部２６を形成するために比較的不規則に組み立てられ、例えば、繊維は網目構造を形成するために不規則に積み上げられ、かつ交差される。幾らかの実施形態において、放射線不透過部２６は、約３０％乃至約９５％の充填密度（ｐａｃｋｉｎｇ ｄｅｎｓｉｔｙ）を備え得る。充填密度の百分率は、約３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、７０％、７５％、８０％、若しくは８５％より大きいか若しくは等しいか、及び／又は、約９５％、９０％、８５％、８０％、７５％、７０％、６５％、６０％、５５％、５０％、４５％、４０％又は３５％未満であるか若しくは等しくすることができる。放射線不透過部２６の網目構造はスポンジ、海面骨、僅かに結合したフェルト、又は網の三次元層の顕微鏡構造に類似している。

更に別の実施形態において、放射線不透過部２６は、該部分を脆化させることを容易にするための機械的な特徴を含むこともできる。例えば、放射線不透過部２６は、予測可能な粉砕の部位及び広がりを提供する手助けとなるくぼみ又はノッチを含むことができる。放射線不透過部２６は、該放射線不透過部を分割する、例えば周方向の溝のような溝を含むことができる。

放射線不透過部２６を形成する、又は修飾する上述の方法は、個々に、又は任意の組み合わせにて使用することができる。例えば、放射線不透過性材料はアニーリングされ、溝のような機械的特徴を含むことができる。放射線不透過性材料の粒子、繊維及び／又は破片は熱処理される及び／又は反応させて比較的脆化した材料が形成される。

一般に、放射線不透過部２６は内部人工器官２０の製造時の任意の段階にて修飾され得る。例えば、放射線不透過部２６は、該部分がワイヤ２２内に組み込まれる前に熱処理される、及び／又は別の材料にて脆化される。これに代えて、又はこれに加えて、放射線不透過部２６は、（以下に示されるように、）該放射線不透過部がワイヤ２２内に組み込まれ、次いで、該ワイヤが内部人工器官に形成された後に、熱処理される、及び／又は別の材料にて脆化されることも可能である。放射線不透過部２６が例えば粒子又は繊維を含む実施形態において、該放射線不透過部は比較的連続的であり、かつワイヤ２２中にてそのままの状態である。次いで、ワイヤ２２が内部人工器官２０中に（例えば、編み込みにより）形成される場合、及び／又は内部人工器官が送達系に（例えば、該内部人工器官をバルーン上にてひだを寄せる（ｃｒｉｍｐｉｎｇ）ことにより）配置されてから、該放射線不透過部２６は、例えば粉砕されるように、脆化される。同様に、熱処理及び／又は脆化された放射線不透過部２６は、内部人工器官２０の形成時及び／又は該内部人工器官を送達系へ配置する際には、比較的そのままの状態であり、引き続いて脆化され得る。該放射線不透過部２６を脆化することを容易にするための機械的な特徴は、編み込み時又はひだ寄せ時に、ワイヤ２２及び／又は内部人工器官２０上に形成され得る。

次に外側部２８について述べると、該外側部は内部人工器官が製造されるタイプに基づいて選択された生物学的適合性を有する材料から形成され得る。幾らかの実施形態において、外側部２８は自己拡張可能な内部人工器官において使用されるのに適した材料から形成される。例えば、外側部２８は、超弾性又は擬似弾性金属合金のような比較的弾性かつ生物学的適合性を備えた金属の連続した固体塊から形成され得る。例えば、超弾性材料の例としては、ニチノール（例えば、５５％ニッケル、４５％チタン）、銀−カドミウム（Ａｇ−Ｃｄ）、金−カドミウム（Ａｕ−Ｃｄ）、金−銅−亜鉛（Ａｕ−Ｃｕ−Ｚｎ）、銅−アルミニウム−ニッケル（Ｃｕ−Ａｌ−Ｎｉ）、銅−金−亜鉛（Ｃｕ−Ａｕ−Ｚｎ）、銅−亜鉛（Ｃｕ−Ｚｎ）、銅−亜鉛−アルミニウム（Ｃｕ−Ｚｎ−Ａｌ）、銅−亜鉛−スズ（Ｃｕ−Ｚｎ−Ｓｎ）、銅−亜鉛−キセノン（Ｃｕ−Ｚｎ−Ｘｅ）、鉄ベリリウム（Ｆｅ_３Ｂｅ）、鉄白金（Ｆｅ_３Ｐｔ）、インジウム−タリウム（Ｉｎ−Ｔｌ）、鉄−マンガン（Ｆｅ−Ｍｎ）、ニッケル−チタン−バナジウム（Ｎｉ−Ｔｉ−Ｖ）、鉄−ニッケル−チタン−コバルト（Ｆｅ−Ｎｉ−Ｔｉ−Ｃｏ）、及び銅−スズ（Ｃｕ−Ｓｎ）が挙げられる。超弾性合金に関する十分な議論は、例えば、Ｓｃｈｅｔｓｋｙ，Ｌ．ＭｃＤｏｎａｌｄの「形状記憶合金（Ｓｈａｐｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ａｌｌｏｙｓ）」、化学技術辞典（Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ ｏｆ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）（第三版）（Ｊｏｈｎ Ｗｉｌｅｙ＆Ｓｏｎｓ社刊）、１９８２年、第２０巻、第７２６−７３６頁を参照されたい。外側部２８に適する材料のその他の例は一つ以上の超弾性合金の前駆体を含み、例えば、超弾性合金と同様の化学的組成を有するが、使用条件下においては超弾性特性を与えるようには処理されていない合金を含む。そのような合金に関しては、国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ９１／０２４２０号に更に記載されている。

他の実施形態において、外側部２８は、白金、金及びパラジウムのような貴金属、タンタル、タングステン、モリブデン及びレニウムのような高融点金属並びにそれらの合金のようなバルーン拡張可能な内部人工器官に使用され得る材料を含む。ステント材料のその他の例は、チタン、チタン合金（例えば、貴金属及び／又は高融点金属を含む合金）、ステンレス鋼、ステンレス鋼と貴金属及び／又は高融点金属との合金、ニッケルベースの合金（例えば、Ｐｔ、Ａｕ及び／又はＴａを含むもの）、鉄ベースの合金（例えば、Ｐｔ、Ａｕ及び／又はＴａを含むもの）及びコバルトベースの合金（例えば、Ｐｔ、Ａｕ及び／又はＴａを含むもの）を含む。外側部２８は二つ以上の材料の任意の組み合わせからなる混合物を含む。

ワイヤ２２は従来の技術により形成され得る。例えば、ワイヤ２２は、Ｆｏｒｔ Ｗａｙｎｅ Ｍｅｔａｌｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ（インジアナ州、Ｆｏｒｔ Ｗａｙｎｅ所在）により実施され得るＤＦＴ（ｄｒａｗｎ ｆｉｌｌｅｄ ｔｕｂｉｎｇ）工程により形成され得る。一般的に該方法は、放射線材料を、例えば管のような外側部２８により画定された中央開口部内に配置して複合ワイヤを形成することから開始する。複合ワイヤを形成する他の方法は、例えば、放射線不透過性材料を所望の材料からなる外側部２８にてコーティングする、例えば、電気メッキ又は無電解メッキ、プラズマ噴霧のような噴霧、亜鉛メッキのような溶融材料中へのディッピング、化学的蒸着及び物理的蒸着のような方法にてコーティングされることを含む。次いで、複合ワイヤは、例えばドローイング及びアニーリング工程のような交互に冷却する一連の工程を施し、ワイヤ２２を細長くする一方でその径を減少させて該ワイヤ２２を形成する。これらの処理工程は、例えば破砕のような脆化又は放射線不透過部２６の更なる脆化を可能とする。ＤＦＴ工程は、例えば、Ｍａｙｅｒの米国特許第５８００５１１号明細書及びＪ．Ｅ．Ｓｃｈａｆｆｅｒの「ＤＦＴ生体適合性ワイヤ（ＤＦＴ Ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ Ｗｉｒｅ）」（Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍａｔｅｒｉａｌ＆Ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ，２００２年１０月、５１−５４頁）に記載されている。複合ワイヤは、円形、楕円形、規則的若しくは不規則な多角形（例えば、正方形、三角形、六角形、八角形、又は台形）のような任意の断面の幾何学形状であり得る。

外側部２８に対する放射線不透過部２６の量は、例えば、放射線不透過性材料の質量吸収係数、減衰する入射Ｘ線である断面の厚み、外側部２８に使用される材料及び所望の放射線不透過性のような種々の要因に依存する。複合ワイヤを形成するためのモデルは以下の実施例２に示されている。一般的に、幾らかの場合において、ニチノールの外側部を有するワイヤに対して、該約３％乃至約８０％の放射線不透過性材料の断面積を含む。断面積は、約３％、５％、１０％、１５％、２０％、２５％、３０％、３５％、４０％、４５％、５０％、５５％、６０％、６５％、７０％又は７５％に等しい若しくはそれより大きい、及び／又は約８０％、７５％、７０％、６５％、６０％、５５％、５０％、４５％、４０％、３５％、３０％、２５％、２０％、１５％、１０％又は５％に等しい若しくはそれより小さい。ワイヤ２２は０．０１３ｍｍ（約０．０００５インチ）乃至１．０１６ｍｍ（約０．０４０インチ）の直径を備え得る。

ワイヤ２２が形成された後に、該ワイヤは内部人工器官２０に形成され得る。例えば、Ｍａｙｅｒの米国特許第５８００５１１号に記載されているように、ワイヤ２２は円筒形に巻かれ、フィラメントが互いに対してロックされ得る。内部人工器官を形成する他の方法は、例えば、Ｈｅａｔｈの米国特許第５７２５５７０号、Ｓｔｒｅｃｋｅｒの米国特許第４９２２９０５号及びＡｎｄｅｒｓｅｎの米国特許第５３６６５０４号に記載されているように、丸編機による編込ワイヤ２２を含む。内部人工器官２０は例えば、製織、クローシェ編み、又はワイヤを螺旋バネ形状の要素に形成するというような他の手段によりワイヤ２２から形成され得る。ワイヤ２２は、例えば強度及び／又は放射線不透過性のような特性に貢献するための従来の金属又は非金属材料（例えば、大動脈移植片に対するダクロン（Ｄａｃｒｏｎ））を含む内部人工器官内に共に編み込むこと等により組み込むこともできる。ワイヤ２２は例えば、純粋なステンレス鋼（例えば、３００シリーズステンレス鋼）、純粋形状記憶合金（例えば、ニチノール）又はＨｅａｔｈの米国特許第５７２５５７０号及びＭａｙｅｒの米国特許第５８００５１１号に記載されているような複合材料を含む他のワイヤと共に編み込むこともできる。

一般的に、内部人工器官２０は所望の形状及び大きさ（例えば、冠状動脈ステント、大動脈ステント、末梢血管ステント、消化管ステント、泌尿器用ステント及び神経用ステント）であり得る。用途に応じて、ステント１０は例えば約１ｍｍ乃至４６ｍｍの直径を備え得る。ある実施形態において、冠状動脈ステントは約２ｍｍ乃至約６ｍｍの拡大径を備え得る。幾らかの実施形態において、末梢ステントは、約５ｍｍ乃至約２４ｍｍの拡大径を備え得る。ある実施形態において、消化管用及び／又は泌尿器用ステントは約６ｍｍ乃至約３０ｍｍの拡大径を備え得る。幾らかの実施形態において、神経用ステントは、約１ｍｍ乃至約１２ｍｍの拡大径を備え得る。腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）ステント及び胸部大動脈瘤（ＴＡＡ）用ステントは、約２０ｍｍ乃至約４６ｍｍの直径を備え得る。内部人工器官２０は、バルーン拡張可能、自己拡張可能、又は両者の組み合わせたものであり得る（例えば、米国特許第５３６６５０４号）。

内部人工器官２０は、従来の方法に従って、例えば送達され、かつ拡張される等、使用され得る。使用時に、放射線不透過部２６は内部人工器官２０の反応又は移動を妨げることはない。適切なカテーテルシステムは、例えば、Ｗａｎｇの米国特許第５１９５９６９号明細書及びＨａｍｌｉｎの米国特許第５２７００８６号明細書に記載されている。適切なステント及びステント送達系はまた、ミネソタ州メープルグローブ（Ｍａｐｌｅ Ｇｒｏｖｅ）に所在のボストンサイエンティフィクシメッド社から入手可能なＲａｄｉｕｓ（登録商標）又はＳｙｍｂｉｏｔ（登録商標）により例示される。

内部人工器官２０は、ステント移植片の一部であり得る。他の実施形態において、内部人工器官２０は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ＰＴＦＥ、ポリエチレン、ウレタン又はポリプロピレンから形成される生体適合性、かつ非孔性又は半孔性のポリマーマトリックスを含み得る、及び／又は該マトリックスに結合され得る。内部人工器官は、例えば、米国特許第５６７４２４２号明細書、２００１年７月２日に出願された米国特許出願第０９／８９５４１５号、２００２年８月３０日に出願された米国特許出願第１０／２３２２６５号に記載されているような、放出可能な治療剤、薬物、又は薬剤学的に活性な化合物を含み得る。治療剤、薬物、又は薬剤学的に活性な化合物は例えば、抗血栓剤、抗酸化剤、抗炎症剤、麻酔剤、抗凝血剤及び抗生物質を含み得る。

更にその他多くの実施形態が可能である。
ある実施形態において、内部人工器官２０を形成するワイヤは、二つ以上の層又は部分を含む。図３を参照すると、ワイヤ５０（図示されるように、四層構造体）は二つの放射線不透過部２６と、交互に部分５２とを含む。部分５２は外側部２８とほぼ同じ材料から形成され得る。ワイヤ５０は例えば、一連のＤＦＴ工程を実施することにより形成され得る。ワイヤ５０は、例えば、３、４、５、６、７、８又はそれ以上である任意の数の部分を含み得る。

幾らかの実施形態において、ワイヤ２２又は５０は、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）により視認可能な一つ以上の材料を含む。例えば、ＭＲＩにて視認可能な材料は、（例えばワイヤ５０における）放射線不透過性材料の一つ以上の部分と混合されて（例えば部分２６における）放射線不透過性材料と置き換えられるか、又はワイヤ５０の一つ以上の分離した部分を形成する。ＭＲＩにて視認可能な材料は、上述のように、放射線不透過部２６に対して形成されるか、又は修飾される。例えば、ＭＲＩにて視認可能な材料は、使用時に不連続な形態（例えば、繊維又は粒子）となるべく機械的に脆化されるように形成され得る、及び／又は材料の脆化を助けるような機械的特徴を含むように形成され得る。ＭＲＩにて視認可能な材料の例は、例えば、テルビウム−ジスプロシウム、ジスプロシウム、及びガドリニウムのような常磁性元素（例えば、ジスプロシウム又はガドリニウム）を含む非鉄金属合金、ジスプロシウム又はガドリニウムの酸化物層又は炭化物層（例えば、Ｄｙ_２Ｏ_３又はＧｄ_２Ｏ_３）で被覆された非鉄金属バンド、ナノ結晶Ｆｅ_３Ｏ_４、ＣｏＦｅ_２Ｏ_４、ＭｎＦｅ_２Ｏ_４又はＭｇＦｅ_２Ｏ_４のような超常磁性材料の層で被覆された非鉄金属（例えば、銅、銀、白金又は金）、及び遷移金属酸化物（例えば、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉの酸化物）のナノ結晶粒子が含まれる。

これに代えて、又はこれに加えて、ＭＲＩにて視認可能な材料又は他の低磁化率材料（タンタル、白金又は金など）はまた、外側部の一部（例えば部分２８、又は部分５２）と置き換えるために使用され得る。例えば、幾らかの場合において、（ステンレス鋼のような）材料は、ＭＲＩの使用時において、無効信号（ｓｉｇｎａｌ ｖｏｉｄｓ）の原因となる十分な高い磁化率を備え得る。低い磁化率の材料を含む材料（例えば、ステンレス鋼）の量を低減することにより、内部人工器官とＭＲＩの磁場との間の相互作用が低減され、それにより、該内部人工器官の周囲の領域にて磁化率の無効化（ｖｏｉｄ）が低減される。

上述のワイヤ２２又は５０の実施形態は、他の医療用装置に適用され得る。例えば、ワイヤ２２又は５０はＫｉｍらによる米国特許第６１４６４０４号明細書に記載されているような除去可能な血栓フィルター、Ｄａｎｉｅｌらによる米国特許第６１７１３２７号明細書に記載されているような血管内フィルター、Ｓｏｏｎらによる米国特許第６３４２０６２号明細書に記載されているような大静脈フィルターのようなフィルターを形成するために使用され得る。ワイヤ２２又は５０は、Ｍｅｉｅｒの操縦可能なガイドワイヤのようなガイドワイヤを形成するために使用され得る。ワイヤ２２又は５０は、例えば、Ｂａｓｈｉｒｉらによる米国特許第６４６８２６６号明細書及びＷａｌｌａｃｅらによる米国特許第６２８０４５７号明細書に記載されているような血管内動脈瘤を処置するために使用されるコイルのような脈管閉塞装置を形成するために使用され得る。ワイヤ２２又は５０はまた、鉗子、ニードル、クランプ及び外科用メスのような外科用の器具において使用され得る。

幾らかの実施形態において、内部人工器官は、たとえば複合シートのような多層構造体から形成され得る。図４を参照すると、内部人工器官３０（図示されるように、管状ステント）は内側層３４と外側層３６との間に放射線不透過性の層３２を積層することにより形成される。放射線不透過性の層３２は、例えば比較的脆弱に形成されている放射線不透過部２６とほぼ同一であり得る、及び／又は選択された機械的特性を含み得る。内側層３４及び外側層３６は同一であるか、又は異なっているかであるが、外側部２８に記載されたようであり得る。層３２、３４及び３６は、多層構造体３８を形成するために、例えば加熱及び押圧により共に積層され得る。放射線不透過性の層３２上に層３４及び３６を形成するその他の方法は、例えば、電着、プラズマ噴霧のような噴霧、亜鉛メッキのような溶融材料中へのディッピング、化学的蒸着及び物理的蒸着を含む。

次に、構造体３８は、例えばマンドレルの周囲に巻きつけることにより管に形成され得る。次に、構造体３８の相対向する端部４０は多数の層からなる管４２を形成するために溶接等により結合され得る。次いで、内部人工器官３０は、米国特許第５７８０８０７号明細書に記載されているように、レーザ切断等により管４２内に開口部４４を形成することにより形成され得る。他の実施形態において、開口部４４は端部４０を結合する前に構造体３８中に形成され得る。管４２又は構造体３８の一部を除去するためのその他の方法は、機械加工（例えば、マイクロマシーン）、放電加工（ＥＤＭ）及びフォトエッチング（例えば、酸フォトエッチング）等が使用され得る。

更に他の実施形態において、外側部２８又は一つ以上の部分５２は形状記憶ポリマーのようなポリマーを含み得る。適切なポリマーは典型的に架橋されている及び／又は結晶性であり、体温より高い温度にて溶融又はガラス転移を示し、かつ例えば約４０乃至５０℃にて体内における使用に安全であるエラストマーを含む。適切なポリマーは、ポリノルボルネン、ポリカプロラクトン、ポリエン類、ナイロン類、ポリシクロオクテン（ＰＣＯ）及びポリビニルアセテート／ポリビニリデンフルオライド（ＰＶＡｃ／ＰＶＤＦ）を含み得る。形状記憶ポリマーを含む適切なポリマーのより詳細な説明は、２００２年１０月１１日に出願された発明の名称が「内部人工器官」である米国特許出願第６０／４１８０２３号において入手可能である。

以下の実施例は例示的なものであり、本発明を制限することを意図していない。

以下の実施例はニチノールからなる外側部と比較的柔らかいタンタルからなる放射線不透過部とを有するワイヤを形成するための方法を例示する。

ニチノールの相変換時の回復力は、約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）であると報告されている（例えば、ＪＢ Ｄｉｔｍａｎのニチノールワイヤの材料特性試験（Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｐｒｏｐｅｒｔｙ Ｔｅｓｔｉｎｇ ｏｆ Ｎｉｔｉｎｏｌ Ｗｉｒｅｓ）、１９９４年、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ａｅｒｏｎａｕｔｉｃｓ ａｎｄ Ａｓｔｒｏｎａｕｔｉｃ社を参照されたい）。例えば、仮に０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）のタンタルのコア径と、０．１５２ｍｍ（０．００６インチ）の外径とを有するニチノール／タンタルのＤＦＴ法による（ｄｒａｗｎ ｆｉｌｌｅｄ）複合ワイヤが８％のひずみまで伸張された場合、ニチノール製のワイヤケースは、伸張していない長さに戻る間、５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）の回復力を生ずることが期待されている。１．３６８×１０^−８ｍ^２（２．１２×１０^−５平方インチ）の断面積を備えたニチノールケースにより付与される回復負荷は、７７１．１２ｇ（１．７ポンド）であると計算される。アニーリングされたタンタルのコアは１．７９３×１０^８Ｐａ（約２６ｋｓｉ）の降伏応力を備えるか、又は０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）の径のタンタルコアワイヤに対して９０．７２ｇ（０．２ポンド）の回復負荷を備えることが期待される（例えば、金属ハンドブック（Ｍｅｔａｌ Ｈａｎｄｂｏｏｋ）第９版、第２巻、特性及び選択：非鉄合金及び純粋な金属（Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ａｎｄ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ：Ｎｏｎｆｅｒｒｏｕｓ Ａｌｌｏｙｓ ａｎｄ Ｐｕｒｅ Ｍｅｔａｌｓ）、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｍｅｔａｌｓ（１９７９年）、８０２頁、図９８を参照されたい）。ニチノールは、該ニチノールの回復応力がタンタルの降伏強度より小さくなるまで、比較的弱いコアワイヤからの流れに対する抵抗性の実質的な量を克服することが期待されている。

複合ワイヤは、タンタルが例えば１２００℃又はそれ以上の比較的高温にてアニーリングされる複数の加熱処理工程又はアニーリング工程を実施することにより形成される。しかしながら、幾らかの実施形態において、ニチノールは約５００℃にてアニーリングされ、かつ高温にてアニーリングされたニチノールは、かなりの結晶粒の成長を引き起こし、かつ機械的強度に好ましくない影響を与える。従って、幾らかの実施形態において、タンタルコアワイヤは別にアニーリングされ、引き続いて、例えば０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）径のほぼ完成したサイズにてマンドレルとして使用され得る。次いで、ニチノール管はタンタルのマンドレル上にて最終的な寸法まで引き下げられる。次に、該ニチノール管はアニーリングされ、タンタルに好ましくない影響を与えることなく加熱硬化される。その理由は、ニチノールのアニーリング温度はタンタルのアニーリング温度より実質的に低いからである。同様のアニーリング工程は、金又は白金のような他の放射線不透過性材料を備えた複合ＤＦＴワイヤを形成するために使用され得る。

アニーリング工程はまた、多層管を形成するためにも使用され得る。例えば、ステントの製造又はカテーテル軸のための２層からなる管を形成するために、放射線不透過性のコアの部分は、中実のワイヤ又は管であるよりはむしろ内腔を画定する管であり得る。３層からなる管を形成するために、例えばフォイルのような完成されたニチノール又はほぼ完成されたニチノールの２つの層が、柔軟かつアニーリングされた放射線不透過性材料の層に、押圧されるか又は巻かれる等により適用される。３層構造体は管を形成するために巻かれ、レーザ溶接等により結合されて３層からなる管が形成される。

以下の実施例は、複合ワイヤ中の放射線不透過性材料の質量及び大きさを決定するために放射線不透過性を計算するための方法を例示する。

所定の材料の質量吸収係数（５０ｋｅＶにおけるｃｍ^２／ｇ）及び密度（ｇ／ｃｃ）を以下の表１に列挙する。ＮｉＴｉの質量吸収係数は混合の法則（ｔｈｅ ｒｕｌｅｓ ｏｆ ｍｉｘｔｕｒｅｓ）から計算される。

３０重量％の白金（１９５ｇ／モル）と７０重量％のＮｉ_０．５Ｔｉ_０．５（５４ｇ／モル）を有する複合体において、該複合体中の白金の原子百分率は以下のように計算される：

Ｎｉ_０．５Ｔｉ_０．５−３０％白金の１００ｇ中において、ＮｉＴｉが７０ｇであり、白金が３０ｇである。
（７０ｇＮｉＴｉ）（１モルＮｉＴｉ／５４ｇ）（６．０２×１０^２３原子／モル）＝７．８０×１０^２３原子ＮｉＴｉ

（３０ｇＰｔ）（１モルＰｔ／１９５ｇ）（６．０２×１０^２３原子／モル）＝０．９３×１０^２３原子Ｐｔ
合計＝複合体中に８．７３×１０^２３原子
０．９３／８．７３＝複合体中に１１原子百分率のＰｔ。
一実施例において、約０．１２７ｍｍ（０．００５インチ）の壁厚を備えた冠状動脈ステントの放射線不透過性（白金のコアを備えたニチノールの外側部）は、蛍光透視にて容易に視認できるように純粋なタンタルの少なくとも約１／２であると好ましい。純粋なタンタルの冠状動脈ステントは蛍光画像においては明るすぎると考えられるので、医師がステントの位置を確認するためには画像中のその明るさの約半分で十分であると考えられる。

Ｎｉ_０．５Ｔｉ_０．５の質量吸収係数は、混合の規則により１．８５の計算値と概算され、文献上では、タンタルに対しては５．７２ｃｍ^２／ｇであると報告されている。タンタルの質量吸収係数の半分は２．８６である。質量吸収係数を結合するための混合の法則を用いて、２０原子百分率の白金と８０原子百分率のＮｉ_０．５Ｔｉ_０．５の複合体はタンタルの約半分の質量吸収係数：０．２０（６．９５）＋０．８０（１．８５）＝２．８７ｃｍ^２／ｇの質量吸収係数である。

この複合体に対する原子百分率の質量百分率への数学的変換は５３重量％のＮｉ_０．５Ｔｉ_０．５及び４７重量％の白金が良好な放射線不透過性を備えることを示す。
１０^２３原子全体に対して：
（１０^２３原子）（０．２０）（１９５ｇ／モル）（１モル／６．０２×１０^２３原子）＝６．４８ｇＰｔ

（１０^２３原子）（０．８０）（５４ｇ／モル）（１モル／６．０２×１０^２３原子）＝７．１８ｇＮｉ_０．５Ｔｉ_０．５
６．４８ｇＰｔ／６．４８＋７．１８＝０．４７Ｐｔ（４７ｗ％Ｐｔ）
１００−４７＝５３ｗ％Ｎｉ_０．５Ｔｉ_０．５
ステントの中心における入射Ｘ線に対して提示される材料の全体の厚みは、壁厚の２倍であり、この実施例においては、０．２５４ｍｍ（０．０１０インチ）である。

０．２５４ｍｍ（０．０１０インチ）のワイヤの断面積は、（π／４）（０．０１０）^２又は５．０９７×１０^−８ｍ^２（０．００００７９平方インチ）である。
４７％のＰｔと５３％のＮｉ_０．５Ｔｉ_０．５を有する０．２５４ｍｍ（０．０１０インチ）の複合体において、白金コア２６の断面積及び直径は、以下のように計算され得る：

Ｐｔの質量＋Ｎｉ_０．５Ｔｉ_０．５の質量＝ワイヤの質量
０．４７（ワイヤの質量）＋０．５３（ワイヤの質量）＝ワイヤの質量
Ｐｔの質量＝０．４７（ワイヤの質量）＝（ρ_Ｐｔ）（ＣＳＡ_Ｐｔ）、ここで、ＣＳＡは断面積であり、かつρは密度である
Ｎｉ_０．５Ｔｉ_０．５の質量＝０．５３（ワイヤの質量）＝（ρ_{Ｎｉ０．５Ｔｉ０．５}）（ＣＳＡ_ワイヤ−ＣＳＡ_Ｐｔ）

２．５４ｃｍ（１インチ）の長さのワイヤセグメントにおいて：
（ρ_Ｐｔ）（ＣＳＡ_Ｐｔ）＋（ρ_{Ｎｉ０．５Ｔｉ０．５}）（ＣＳＡ_ワイヤ−ＣＳＡ_Ｐｔ）＝［（ρ_Ｐｔ）（ＣＳＡ_Ｐｔ）］／０．４７
ＣＳＡ_Ｐｔに対して解くと、ＣＳＡ_Ｐｔ＝１．０３２×１０^−８ｍ^２（０．００００１６平方インチ）であり、かつ白金コアの直径は、０．１１６８ｍｍ（０．００４６インチ）である。従って、白金は、直径０．２５４ｍｍ（０．０１０インチ）のワイヤの断面積の約２０％を占有する。

本明細書において参照された全ての出版物、引用文献、特許出願及び特許は、その全体が参照として援用される。
その他の実施形態も請求の範囲の範囲内である。

内部人工器官の一実施形態の斜視図である。 ワイヤの一実施形態の断面図である。 図２Ａのワイヤの線２Ｂ−２Ｂにおける断面図である。 ワイヤの一実施形態の断面図である。 内部人工器官を形成する方法の一実施形態を示す。

Claims (55)

1. 構造体からなるステントにおいて、前記構造体は、
   第一の組成物からなる第一の部分と、前記第一の組成物は前記構造体の拡張により破砕することと、
   前記第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物からなる第二の部分と、
   を含むステント。
2. 前記第二の部分は前記第一の部分を包囲する請求項１に記載のステント。
3. 前記第二の組成物は形状記憶材料からなる請求項１に記載のステント。
4. 前記第二の組成物は超弾性特性を有する請求項１に記載のステント。
5. 前記第二の組成物はニッケル−チタン合金からなる請求項１に記載のステント。
6. 前記第二の組成物はステンレス鋼からなる請求項１に記載のステント。
7. 前記第二の組成物はチタンからなる請求項１に記載のステント。
8. 前記第二の組成物はポリマーからなる請求項１に記載のステント。
9. 前記ポリマーは、ポリノルボルネン、ポリカプロラクトン、ポリエン類、ナイロン類、ポリシクロオクテン（ＰＣＯ）及びポリビニルアセテート／ポリビニリデンフルオライドからなる群より選択される請求項８に記載のステント。
10. 前記第一の組成物は、約９．９ｇ／ｃｃより大きい密度を有する請求項１に記載のステント。
11. 前記第一の組成物は、金、タンタル、パラジウム及び白金からなる群より選択される材料からなる請求項１に記載のステント。
12. 前記第一の組成物は、粉末の形態である請求項１に記載のステント。
13. 前記第一の組成物は、繊維の形態である請求項１に記載のステント。
14. 前記構造体は第二の組成物からなる第三の部分を更に含み、前記第一の部分は前記第二の部分と前記第三の部分との間にある請求項１に記載のステント。
15. 前記構造体は、ワイヤの形態である請求項１に記載のステント。
16. 前記構造体は、管状部材である請求項１に記載のステント。
17. 自己拡張可能なステントの形態である請求項１に記載のステント。
18. バルーン拡張可能なステントの形態である請求項１に記載のステント。
19. ステント移植片の形態である請求項１に記載のステント。
20. 前記ステント移植片は治療剤を含む請求項１９に記載のステント。
21. 構造体からなる医療用装置において、
    前記構造体は、
    放射線不透過性の組成物と第二の組成物とを含む混合物からなる第一の部分と、前記混合物は、ほぼ純粋な放射線不透過性組成物の降伏強度より小さい降伏強度を有することと、
    前記混合物より放射線不透過性の低い第三の組成物からなる第二の部分と、
    からなる医療用装置。
22. 前記第二の組成物は、炭素、窒素、水素、カルシウム、カリウム、ビスマス及び酸素からなる群より選択される請求項２１に記載の装置。
23. 前記第一の部分は約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）より小さい降伏強度を有する請求項２１に記載の装置。
24. 前記第二の部分は第一の部分を包囲している請求項２１に記載の装置。
25. 前記第三の組成物は形状記憶材料からなる請求項２１に記載の装置。
26. 前記第三の組成物は超弾性特性を有する請求項２１に記載の装置。
27. 前記第三の組成物はニッケル−チタン合金からなる請求項２１に記載の装置。
28. 前記第三の組成物はステンレス鋼からなる請求項２１に記載の装置。
29. 前記第三の組成物は形状記憶ポリマーからなる請求項２１に記載の装置。
30. 前記第一の組成物は約９．９ｇ／ｃｃより大きい密度を有する請求項２１に記載の装置。
31. 前記第一の組成物は、金、タンタル、パラジウム及び白金からなる群より選択される材料からなる請求項２１に記載の装置。
32. 前記第一の組成物は、粉末の形態である請求項２１に記載の装置。
33. 前記第一の組成物は、繊維の形態である請求項２１に記載の装置。
34. 前記構造体は更に、第三の組成物からなる第三の部分を含み、かつ前記第一の部分は前記第二の部分と前記第三の部分との間にある請求項２１に記載の装置。
35. 前記構造体はワイヤの形態である請求項２１に記載の装置。
36. 前記構造体は管状部材である請求項２１に記載の装置。
37. 自己拡張可能なステントの形態である請求項２１に記載の装置。
38. バルーン拡張可能なステントの形態である請求項２１に記載の装置。
39. ステント移植片の形態である請求項２１に記載の装置。
40. 前記ステント移植片は治療剤を含む請求項３９に記載の装置。
41. 血管内フィルターの形態である請求項２１に記載の装置。
42. 医療用装置を形成する方法において、前記方法は、
    放射線不透過性組成物の降伏強度を低減する工程と、
    該放射線不透過性組成物を前記医療用装置内に組み込む工程と、
    からなる方法。
43. 前記降伏強度を低減する工程は、放射線不透過性組成物をアニーリングする工程からなる請求項４２に記載のステント。
44. 前記降伏強度を低減する工程は、放射線不透過性組成物と、炭素、窒素、水素、カルシウム、カリウム、ビスマス及び酸素からなる群より選択される材料を含む第二の組成物とを反応させる工程からなる請求項４２に記載の方法。
45. 前記降伏強度を低減する工程は放射線不透過性組成物の選択された部分を取り除く工程からなる請求項４２に記載の方法。
46. 前記放射線不透過性組成物の降伏強度は、約５．５１６×１０^８Ｐａ（８０ｋｓｉ）未満に低減される請求項４２に記載の方法。
47. 医療用装置を形成するための方法において、
    第一の組成物からなる第一の部分と、前記第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物からなる第二の部分とを有する構造体を形成する工程と、
    前記構造体を医療用装置に組み込む工程と、
    前記第一の組成物の降伏強度を低減する工程と、
    からなる方法。
48. 前記降伏強度を低減する工程は、前記構造体を医療用装置に組み込んだ後に実施される請求項４７に記載の方法。
49. 前記降伏強度を低減する工程は、前記第一の組成物と、前記第三の組成物とを反応させる工程からなる請求項４７に記載の方法。
50. 前記降伏強度を低減する工程は、前記第一の組成物を加熱する工程からなる請求項４７に記載の方法。
51. 前記構造体はワイヤの形態である請求項４７に記載の方法。
52. 前記構造体は管の形態である請求項４７に記載の方法。
53. 医療用装置を形成する方法において、
    前記方法は、
    第一の組成物からなる第一の部分と、前記第一の組成物より放射線不透過性が低い第二の組成物からなる第二の部分と、を有する構造体を形成する工程と、
    前記構造体を医療用装置に組み込む工程と、前記第一の組成物は前記構造体の組み込みに反応して脆化されることと、
    からなる方法。
54. 前記医療用装置はステント送達システムを含む請求項５３に記載の方法。
55. 前記構造体を内部人工器官内に形成する工程を更に含む請求項５３に記載の方法。

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