JP2007517536A - バルーン拡張型ステントおよびその製造法 - Google Patents

Abstract

約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくとも１種とを有する合金を含むほぼチューブ状の本体を含むバルーン拡張型ステント。この合金は、約３１０．２７５×１０^６Ｐａ（約４５ｋｓｉ）以上の降伏強度と、約＋１以下の磁化率と、約１．９ｃｍ^２／ｇ以上の質量吸収係数とを有する。

Description

本発明は、例えば、ステントおよびステントグラフトなどの医療装置、ならびにその製造法に関する。

身体には、種々の通路、例えば、動脈や他の血管および他の身体内腔がある。これらの通路は、閉塞または脆弱化した状態になることがある。例えば、通路は、腫瘍で閉塞したり、プラークによって狭窄したり、または動脈瘤によって脆弱化したりし得る。そのような場合には、通路を再開放もしくは強化するか、または医療用体内プロテーゼと置き換えたりすることもできる。体内プロテーゼは、典型的には、体腔内に配置されるチューブ状部材である。体内プロテーゼの例としては、ステントや、「ステントグラフト」と称されることもある被覆ステントがある。

体内プロテーゼを目的部位に移送する場合、体内プロテーゼを圧縮すなわち大きさを縮小した形態で支持するカテーテルによって体内に送出し得る。目的部位に達したら、例えば内腔壁に接触し得るように体内プロテーゼを拡張する。

体内プロテーゼを体内に進めるとき、体内プロテーゼを標的部位に正確に送出できるように、その進行を監視、例えば、トラッキングし得る。体内プロテーゼを標的部位に送出した後、体内プロテーゼを監視して、適切に配置されているか、かつ／または適切に機能しているか否かを見定めることができる。

移植時の体内プロテーゼ位置の監視は、通常、Ｘ線透視法などの放射線写真法により実施される。金属体内プロテーゼの放射線写真の濃度は骨や組織とは異なっており、医療装置は、Ｘ線透視像では、周囲の生体物質に対するコントラストおよびグレイスケールの可視的変化から観察される。Ｘ線透視法の不利点は、医師、職員および患者が、高い線量で、あるいは反復して、有害であり得る電離放射線に暴露されることである。

医療装置の別の監視法は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）である。ＭＲＩは、磁場と電波を使って身体を撮像する。いくつかのＭＲＩ手順において、患者を、患者体内の特定の原子、例えば、水素原子と相互作用する磁場に暴露する。次いで、患者に入射電波を当てる。入射電波は、患者体内の原子と相互作用して特徴的な帰還電波（ｒｅｔｕｒｎ ｒａｄｉｏ ｗａｖｅ）を生成する。帰還電波をスキャナーで検出し、コンピュータで処理して身体画像を作成する。

一態様において、本発明はバルーン拡張型医療用ステントを特徴とする。このステントは、約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくとも１種とを有する合金を含むほぼチューブ状の本体を有する。合金は、約３１０．２７５×１０^６Ｐａ（約４５ｋｓｉ）以上の降伏強度と、約＋１以下の磁化率と、約１．９ｃｍ^２／ｇ以上の質量吸収係数とを有する。

別の態様において、本発明は、身体の内腔内に送出するためのカテーテルを含むシステムを特徴とする。このカテーテルは、拡張可能部材と、拡張可能部材上に配置され得る本明細書に記載のようなステントとを有する。拡張可能部材は約１．５５〜約１４ｍｍの最
大直径まで拡張可能である。

別の態様において、本発明は、約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくとも１種とを有し、降伏強度が約３１０．２７５×１０^６Ｐａ（約４５ｋｓｉ）以上、磁化率が約＋１以下、質量吸収係数が約１．９ｃｍ^２／以上の合金を含む移植可能な医療装置を特徴とする。この医療装置は、フィルター、ガイドワイヤ、カテーテル、針、生検針、ステイプルまたはカニューレであり得る。

別の態様において、本発明は、ステントを形成する方法を特徴とする。この方法は、約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏから選択される少なくとも１種の混和材とを含む合金を得る工程を含む。この方法は、ＴｉまたはＴｉ含有合金から選択されるチタン成分と混和材との固体アリコート同士を接触させる工程と、接触工程後に前記アリコートを加熱する工程と、接触工程後に、鋳造、押出、引き抜きまたは圧延により前記アリコートを機械加工する工程と、前記アリコートを溶解させる工程と、インゴットを形成する工程と、合金を含むチューブを形成する工程と、チューブをステントに組み込む工程とを含む。

一態様において、本発明は、医療装置を形成する方法を特徴とする。この方法は、約１５０℃以上の融点差を有する第１成分と第２成分とを含む元素または合金の多成分からなる金属合金を得る工程を含む。第１成分と第２成分との固体アリコート同士を接触させ、加熱かつ／または機械加工し、次いで、加工構成材を溶解させる。合金を医療装置に組み込む。

別の態様において、本発明は、本明細書に記載のような、放射線不透過性、ＭＲＩ能力、機械的性質、および／または生体適合性特性から選択される１つ以上（例えば、２つ、３つまたは４つ）の特性を任意の組み合せで示す合金を含む医療装置を特徴とする。他の態様において、本発明は、特定の合金およびその製造法を特徴とする。

さらに別の態様において、本発明は、ジルコニウム、タンタル、モリブデン、またはニオビウムのうちの少なくとも１種を有するチタン合金を含む医療装置を特徴とする。この合金は、本明細書に記載のような、放射線不透過性、ＭＲＩ能力、機械的性質、および／または生体適合性特性、ならびにそれらの特性の組み合せを示す。他の態様において、本発明は、特定の合金およびその製造法を特徴とする。

実施形態は以下の利点を１つ以上有し得る。好ましい磁気イメージングのための放射線不透過性、生体適合性および／または機械的特性を有するステントまたは他の医療装置を提供する。例えば、このステントは、磁気共鳴画像を劣化させにくい（例えば、ステンレス鋼の場合より劣化させにくい）。インプラントの移動または加熱を減少させ得る。このステントの合金は、Ｘ線透視法でステントを見分けるのに十分な放射線不透過性を有する。この合金の機械的特性は、例えばバルーンカテーテルによって小直径形状で体内に送出され、次いで、治療部位で拡張され得る従来設計のステントを可能にする。このチタン合金は、一般に、低い磁化率を維持しながら、増強された強度、剛性および放射線不透過性を示し得る。

さらなる態様、特徴および利点を以下に説明する。

図１Ａおよび図１Ｂを参照すると、ステント１０は、チューブ形状の金属本体１２を有する。この金属本体は、半径方向における拡張および側方における柔軟性などのステントの機能を促進するパターンで設けられた複数の開口部１４を有する。開口部と開口部の間
には、ストラット部１６がある。特に図１Ａを参照すると、体内に送出するために、ステント１０は、直径Ｄ_ｃに対応する比較的小さな直径の状態で装着または保持される。図１Ｂを参照すると、ステント１０は、治療部位に配置されると、内腔壁と接触した状態となるように大きな直径、すなわちＤ_ｅｘｐに拡張される。このステントは、膨張可能なバルーンなどの機械的な拡張装置によって拡張されてもよいし、自己拡張型であってもよい。ステントの金属本体は、ほぼ連続したシートによって、またはステントを概ね画定するような形状で被覆、ブレード形成、または編成され得る長繊維によって形成され得る。

図２Ａ〜図２Ｃを参照すると、バルーン拡張型ステントの送出が図解されている。ステント３００は、カテーテル３０２上においてバルーン３０４の上に乗せた状態で運ばれる。治療部位に到達したら、バルーンを膨脹させて、ステントを内腔壁と接触した状態に拡張する。ステントは血管系内（例えば、冠動脈もしくは末梢動脈内）、または他の身体内腔内で用いられ得る。

ステント本体は、好ましい磁気共鳴、放射線不透過性、生体適合性、および／または機械的特性を有する金属合金製である。実施形態において、前記合金は、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくもと１種を含むチタン含有合金である。特定の実施形態において、前記合金は、以下に説明するように、１種以上のＺｒ、Ｔａ、またはＭｏと合金化された工業用純（ｃｏｍｍｅｒｃｉａｌｌｙ ｐｕｒｅ：ＣＰ）チタンまたはＴｉ−６Ａ１−４Ｖ
ＥＬＩから、機械的合金化工程または拡散合金化工程およびその後の溶解工程を含む方法によって形成される。

前記合金は、好ましい特性が得られるように調合される。ＭＲＩ適合性を得るためには、合金は、合金成分の磁化率および溶解度を調節して、信号ひずみ、電流（例えば、渦電流）の生成、加熱、体内での移動または神経刺激を減少させるように配合する。Ｔｉ、Ｚｒ、ＴａおよびＭｏならびに他の材料の磁化率を表Ｉに示す。

実施形態において、前記合金の磁化率はオーステナイト系ステンレス鋼の磁化率より低い、例えば、約＋１以下または約３．５×１０^−３である。合金成分の溶解度は二成分系状態図によって決定することができる。適当な溶解度は一相（アルファアルファもしくはベータ）または二相溶液（アルファおよびベータ）により室温下で示される。適当な状態
図の例は、ＡＳＭ Ｈａｎｄｂｏｏｋ、第３巻、ＡＳＭ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、１９９２年に示されており、このハンドブックはそのまま本明細書に文献援用される。

放射線不透過性を得るためには、合金を所望の質量吸収係数に基いて調合する。ステントは、Ｘ線透視法によって容易に視認可能であるが、Ｘ線透視画像の細部を変形させるほど明る過ぎて見えないことが好ましい。いくつかの実施形態において、この合金または装置は、ＡＳＴＭ Ｆ６４０（医療用プラスチックの放射線不透過性の標準試験法（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｒａｄｉｏｐａｃｉｔｙ ｏｆ Ｐｌａｓｔｉｃｓ ｆｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｓｅ））による測定で、３１６Ｌグレードのステンレス鋼の放射線不透過性の約１．１０〜約３．５０倍（例えば、約１．１、１．５、２．０、２．５もしくは３．０倍以上；および／または約３．５、３．０、２．５、２．０もしくは１．５倍以下）の放射線不透過性を有する。表ＩＩで、Ｔｉ、Ｔａ、ＺｒおよびＭｏの質量吸収係数および密度を３１６Ｌステンレス鋼と比較する。

実施形態において、この合金の質量吸収係数は約１．９６ｃｍ^２／ｇ（実質的にＦｅの質量吸収係数に相当）〜約２．６１ｃｍ^２／ｇ（Ｔａの質量吸収係数の約半分に相当）である。質量吸収係数は、Ｔｈｅ Ｐｈｙｓｉｃｓ ｏｆ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、エイチ イー ジョンズ（Ｈ．Ｅ．Ｊｏｈｎｓ）、ジェイ アール カニンガム（Ｊ．Ｒ．Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍ）、Ｃｈａｒｌｓ Ｃ．Ｔｈｏｍａｓ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒ、１９８３年、米国イリノイ州スプリングフィールド（Ｓｐｒｉｎｇｆｉｅｌｄ）、ｐ．１３３−１４３に記載のように、放射線不透過性試験の結果から計算できる。合金の質量吸収係数の計算は後の実施例に示す。

好ましい機械的性質を得るためには、前記合金は、溶解度および相構造に基いて調合される。特定の実施形態において、この合金の特定の機械的性質は、ステンレス鋼の対応値の約±２０パーセント以内（例えば、約±１０パーセント、約±５パーセント、または約±１パーセント以内）を示す。選択材料の機械的性質を表ＩＩＩに示す。

降伏強度（ＹＳ）は、合金を流動させてステントを拡張させるのに必要な作用圧力に関連する。ピーク荷重ひずみ率（パーセント）は、ネッキングが起こる前に材料がどの程度ひずみ得るかを示す。極限引張強さ（ＵＴＳ）は、ピーク荷重ひずみに対応する応力値である。破壊ひずみ率（パーセント）は、材料が破壊する前にどの程度伸び得るかの測度であり、一様変形＋ネックダウン領域での局在変形を含む。この性質は、ステントの過拡張に由来するステントストラットの破壊に関連する。これらのパラメータを測定する適当な試験法は、ＡＳＴＭ Ｅ８（金属材料の引張試験の標準試験法（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｔｅｎｓｉｏｎ Ｔｅｓｔｉｎｇ ｏｆ Ｍｅｔａｌｌｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ））に記載されている。表ＩＩＩにおいて、３１６Ｌ ＳＳの性質は、軟ステントチューブから測定した。他の材料の性質は、例えば、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｍｅｔａｌｓ Ｈａｎｄｂｏｏｋ Ｄｅｓｋ Ｅｄｉｔｉｏｎ、エイチ イー ボイヤー（Ｈ．Ｅ．Ｂｏｙｅｒ）、ティー エル ゴール（Ｔ．Ｌ．Ｇａｌｌ）、１９８５年などのハンドブックから得た。

合金成分の溶解度および合金の相構造を相状態図で示す。適当な溶解度は、実質的な量のより脆性な相、例えば、アルファプライム、アルファダブルプライムまたはオメガ相を有さないアルファおよび／またはベータ微細構造で示される。溶解後の能動的な急冷を用いて、これらの相の沈殿を減少させることができる。実施形態において、脆性相の存在は、Ｘ線回折解析で測定して、約１０パーセント未満（例えば、約７パーセント、５パーセントまたは３パーセント未満）である。二相の存在は、〔アレゲニー・テクノロジーズ・オールヴァック（Ａｌｌｅｇｈｅｎｙ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ａｌｌｖａｃ）社、米国ノースカロライナ州モンロー（Ｍｏｎｒｏｅ）所在〕またはメタルメン・セールス（Ｍｅｔａｌｍｅｎ Ｓａｌｅｓ）社、米国ニューヨーク州ロングアイランド市所在）から入手し得る〕市販のＴｉ−６Ａ１−４Ｖ中の量以下であるのが好ましい。ＴｉとＴａおよびＭｏとを合金化すると弾性率が増大する。ＴｉとＴａ、Ｍｏおよび／またはＺｒとを合金化すると、引張強さが増大する。実施形態において、引張特性は合金を焼きなますことにより調和がとられる。例えば、焼きなまし時間および温度は、降伏強度および粒度に関する最小設計要件を満たしながら最大レベルの延性を得るように選択され得る。あるいはまたはさらに、ステント設計は、好ましくない機械的性質に対応するように変更され得る。例えば、引張伸び（破壊ひずみ率）が低い場合、総ステント変形量を、変形が生じる複
数の領域に少量ずつ分布させるようにステントの変形「ヒンジ」ポイントの数を増やすなどして、拡張時にストラットへのひずみを低下させるようにステントを設計する。

ステントの生体適合性は、生体適合性成分を合金化するか、ステントを生体適合性材料でコーティングすることにより得られる。生体適合性は、定性的合格または不合格指標を提供し得る業界標準ＩＳＯ １０９９２試験管内および生体内試験法によって試験し得る。実施形態において、本発明のステントは、ＩＳＯ １０９９２試験法で測定して、純チタンまたは純タンタルと同様または同等の生体適合性を有する。

実施形態において、本発明の合金成分は、発明の開示および実施例に列挙されている組み合せおよび量で用いられる。特定の実施形態において、合金は、Ｔｉ−Ｔａ、Ｔｉ−Ｍｏ、Ｔｉ−Ｚｒ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｍｏ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｚｒ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｚｒ−Ｍｏ，Ｔｉ−Ｚｒ−ＭｏまたはＴｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｚｒ−Ｔａ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｍｏ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｚｒ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｍｏ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｚｒ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｚｒ−Ｍｏ、Ｔｉ ６Ａ１−４Ｖ−Ｚｒ−Ｍｏ合金である。他の実施形態においては、Ｔａ、Ｍｏ、および／またはＺｒと合金化した、Ｔｉ−１３Ｎｂ−１３Ｚｒ、Ｔｉ−８Ａ１−１ＭＯ−１Ｖ、Ｔｉ−６Ａ１−２Ｎｂ−１ Ｔａ−０．８ＭｏおよびＴｉ−７Ａ１−４Ｍｏ合金である。特定の実施形態においては、合金を焼きなましする。特定の実施形態において、合金は、ＣＰチタンまたはＴｉ−６Ａ１−３Ｖ ＥＬＩとＴａ、Ｚｒおよび／またはＭｏとを合金化することにより形成される。実施形態において、合金は、ＣＰチタンまたはＴｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩと共に、４０〜７０重量パーセントのタンタルまたは２５〜５０重量パーセントのジルコニウムを含む。実施形態において、ＭＲＩ適合性を犠牲にすることなく引張強さを加えるために、チタンの一部の代わりに５〜２０重量パーセントのモリブデンが添加される。適当な合金としては、以下のものが挙げられる。

ＣＰチタンと以下のいずれかとの合金：
４３重量％のＴａ
６９重量％のＴａ
２５重量％のＴａ
４９重量％のＺｒ
４３重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ
６９重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ
２５重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ
４９重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ
４３重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ
６９重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ
２５重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ
４９重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ
２２重量％のＴａ＋１３重量％のＺｒ
３５重量％のＴａ＋２５重量％のＺｒ

Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩと以下のいずれかとの合金：
４３重量％のＴａ
６９重量％のＴａ
２５重量％のＴａ
４９重量％のＺｒ
４３重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ
６９重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ
２５重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ
４９重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ
４３重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ
６９重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ
２５重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ
４９重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ
２２重量％のＴａ＋１３重量％のＺｒ
３５重量％のＴａ＋２５重量％のＺｒ
製造
図３を参照すると、ステントは、合金を形成し、合金からチューブを形成し、次いで、チューブをステントに形成することによって構成される。

図４Ａ〜４Ｅを参照すると、ステントの構成に適したサイズおよび形状のインゴットまたはビレットを形成するための合金化プロセスが図解されている。
図４Ａを参照すると、ベース６０と１つ以上の混和材ロッド６２を用意する。例えば、ベースロッドは、ＴｉまたはＴｉ含有合金であり、混和材ロッドは、Ｔｉ、Ｔａ、Ｚｒおよび／またはＭｏである。それらのロッドの重量は所望の合金配合物に比例する。

図４Ｂを参照すると、ベースロッドに穿孔して空洞６４が設けられる。
図４Ｃを参照すると、ベースロッド６０の空洞６４に混和材ロッド６２が挿入される。
図４Ｄを参照すると、このアセンブリは、成分間で拡散合金化するように、加熱および／または機械加工により予備合金化される。

図４Ｅを参照すると、このアセンブリに、ベースロッド６０から混和材ロッド６２が抜け落ちるのを防ぐためのエンドキャップが設けられている。このアセンブリを、真空アーク再溶解（ＶＡＲ）炉、ＥＢ溶解炉、ＶＩＭ炉、または浮揚溶解炉中で１回または複数回、溶解および鋳造して、液相合金化させる。

図４Ｆを参照すると、前記合金（例えば、合金ビレット）は、さらなる加工に適している。このビレットは、ステントチューブの製造材料用に、引き抜きによりチューブに形成されたり、または圧延によりシートに形成されたりし得る。例えば、直径が約６．３５センチメートル（２．５インチ）で、長さが約１０．１６センチメートル（４インチ）のインゴットまたはビレットからは、通常、少なくとも約３０４．８メートル（１０００フィート）の冠動脈ステントチューブが製造される。

この合金化プロセスは、大きな溶解温度差を有する成分を合金化するのに特に有利である。表ＩＶに、Ｔｉ、Ｔａ、Ｚｒ、およびＭｏの溶解温度を示す。

ＴｉとＺｒおよびＴａとＭｏの溶解温度差は５００℃を超える。ＴｉとＺｒの差は１５０℃を超える。図４Ａ等の方法では、合金成分のアリコート同士を密着させて、機械的および／または拡散合金化し、次いで、溶解・鋳造してインゴットにする。アリコートの拡散合金化または機械的合金化により、溶解・鋳造炉での全体的な混合は必要とされない。

予備合金化工程では、不活性ガスまたは真空下で加熱を行うか、ビレットの外面を後で化学溶解させ得る鉄などの保護金属で被覆または缶詰にし得る。ビレットは、ドリルで穴を開けて充填した後または拡散熱処理した後、押出、引き抜き、または圧延して、さらにアセンブリを強化することも可能である。熱処理または熱加工は、溶解時に混和材をビレット内の適所に保持するのに役立つ。また、高融点成分は、例えばチタン内に実質的に封入され、鋳造炉中の残留空気への暴露を最小限にし得る。拡散加熱の場合、アセンブリを最低溶解温度成分の溶解温度および／またはベースロッド材料の溶解温度近くで加熱し得る。例えば、Ｔｉベースロッドの場合、溶解温度は約１６００℃以下である。

実施形態において、基材への混和材の添加は、複数の溶解およびインゴット鋳造操作のそれぞれにおいて、段階的に実施される。例えば、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖを４３重量パーセントのタンタルと合金化するためには、第１溶解操作で、Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ棒穴に２２重量パーセントのタンタルを充填し得る。第１インゴットを鋳造した後、再び穴を穿孔して別の２２重量パーセントのタンタルを充填し、溶解を繰り返す。４３重量パーセントのＴａを含む最終合金に達するまで、他の順序および量でのＴａの添加が行われる。この方法は、Ｔａを複数の溶解およびインゴット鋳造工程で少しずつ添加する場合には、インゴット中のＴａ元素分離である。さらに、溶解物間の均質化熱処理は、必要とされる元素拡散量を減少させ得る。この方法により、Ｔａ−Ｎｂ、Ｎｂ−Ｚｒ、Ｔｉ−Ｎｂ、およびＦｅ−Ｐｔ合金系などの他の難溶融性合金を形成し得る。他の実施形態において、混和材は、ソリッドワイヤまたはロッドではなく、粉末またはチップ形態で提供され得る。溶解・インゴット鋳造プロセス中に生じる合金化は、溶解操作間にインゴットに均質化（元素拡散）熱処理を加えてさらに改良することができる。機械的合金化溶解、鋳造、および熱処理操作は、ピッツバーグ・マテリアルズ・テクノロジー社（Ｐｉｔｔｓｂｕｒｇｈ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｉｎｃ．）（米国ペンシルベニア州ピッツバーグ所在）、アップルゲイト・グループ（Ａｐｐｌｅｇａｔｅ Ｇｒｏｕｐ）〔米国ニュージャージー州ウッドクリフ・レイク（Ｗｏｏｄｃｌｉｆｆ Ｌａｋｅ）所在〕またはアルバニー・リサーチ・センター（Ａｌｂａｎｙ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｃｅｎｔｅｒ）〔米国オレゴン州オルバニー（Ａｌｂａｎｙ）所在〕などの商業的供給源において実施され得る。

合金チューブをステントに成形する。例えば、バンドやストラットを規定するために選択した部分を除去し得る。選択部分は、例えば、米国特許第５，７８０，８０７号に記載されているようなレーザー切断により除去できる。特定の実施形態において、レーザー切断時、チューブに、溶媒、ガスまたは油などの液体担体を流す。液体担体は、一部分上に形成された液滴が別の部分上に再堆積するのを防止したり、かつ／またはチューブ部材上に改鋳物が形成されるのを減少させ得る。チューブ部材を部分的に除去する他の方法としては、機械加工（例えば、マイクロマシニング）、放電加工（ＥＤＭ）、フォトエッチング（例えば、酸フォトエッチング）、および／またはケミカルエッチングがある。

ステントは、従来法に従って、さらなる仕上げ、例えば、滑らかな仕上がりに電解研磨され得る。いくつかの実施形態において、内面および／または外面からケミカルミリングおよび／または電解研磨により約０．０００２５４センチメートル（約０．０００１インチ）の材料を除去することができる。ステントを焼きなまししてステントの機械的および物理的性質を改良してもよい。

使用時に、ステントは、カテーテルを用いて使用、例えば、送出および拡張することができる。適当なカテーテルシステムは、例えば、ワング（Ｗａｎｇ）の米国特許第５，１９５，９６９号およびハムリン（Ｈａｍｌｉｍ）の米国特許第５，２７０，０８６号に記載されている。適当なステントおよびステントデリバリーは、ボストン・サイエンティフック・シムド（Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ）社〔米国ミネソタ
州メイプルグローブ（Ｍａｐｌｅ Ｇｒｏｖｅ）所在〕から入手し得るＥｘｐｒｅｓｓ、Ｒａｄｉｕｓ（登録商標）またはＳｙｍｂｉｏ（登録商標）によっても例示される。

ステントは任意の所望形状およびサイズを有するもの（例えば、冠動脈ステント、大動脈ステント、末梢血管ステント、消化管ステント、泌尿器ステント、および神経ステント）であり得る。ステントは、用途に応じて、例えば、１〜４６ミリメートルの直径を有し得る。特定の実施形態において、冠動脈ステントは、約２〜約６ミリメートルの拡張直径を有し得る。いくつかの実施形態において、末梢ステントは約５〜約２４メリメートルの拡張直径を有し得る。特定の実施形態において、消化管および／または泌尿器ステントは、約６〜約３０ミリメートルの拡張直径を有し得る。いくつかの実施形態において、神経ステントは、約１〜約１２ミリメートルの拡張直径を有し得る。腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）ステントおよび胸部大動脈瘤（ＴＡＡ）ステントは、約２０〜約４６ミリメートルの直径を有し得る。ステント１００は、バルーン拡張型、自己拡張型、またはそれらの組み合せ型（例えば、米国特許第５，３６６，５０４号）であり得る。

本発明のステントは、ステントグラフトの一部であってもよい。他の実施形態において、前記ステントは、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、発泡ＰＴＦＥ、ポリエチレン、ウレタン、またはポリプロピレン製の生体適合性で無孔性または半多孔性ポリマーマトリックスを含むか、かつ／またはそのようなマトリックスに取り付けられる。体内プロテーゼは、例えば、米国特許第５，６７４，２４２号、２００１年７月２日出願の米国特許出願第０９／８９５，４１５号、２００２年８月３０日出願の米国特許出願第１０／２３２，２６５号に記載のような、放出可能な治療薬剤、薬物、または医薬上有効な化合物を含有し得る、治療薬剤、薬物、または医薬上有効な化合物としては、例えば、抗血栓剤、酸化防止剤、抗炎症剤、麻酔剤、抗凝血剤、および抗生物質が挙げられる。

上述の方法および実施形態は、ステントおよびステントグラフト以外の医療装置の形成にも用いられ得る。例えば、これらの方法および実施形態は、キムら（Ｋｉｍ ｅｔ ａｌ）の米国特許第６，１４６，４０４号に記載の取り外し可能な血栓フィルター；ダニエルら（Ｄａｎｉｅｌ ｅｔ ａｌ）の米国特許第６，１７１，３２７号に記載のものなどの血管内フィルター；およびスーンら（Ｓｏｏｎ ｅｔ ａｌ）の米国特許第６，３４２，０６２号に記載のものなどの大静脈フィルターなどのフィルターの形成に用いられ得る。これらの方法および材料は、ガイドワイヤ、例えば、Ｍｅｉｅｒの操縦可能ガイドワイヤの形成に用い得る。これらの方法および材料は、例えば、バシリら（Ｂａｓｈｉｒｉ ｅｔ ａｌ）の米国特許第６，４６８，２６６号およびウォーレスら（Ｗａｌｌａｃｅ ｅｔ ａｌ）の米国特許第６，２８０，４５７号に記載のような血管内動脈瘤治療に用いる血管閉塞装置、例えば、コイルの形成に用いられ得る。これらの方法および材料は、カテーテル強化ブレードを作成するワイヤの形成に用いられ得る。さらに、これらの方法および材料は、ピンセット、針、クランプ、およびメスなどの外科手術器具にも用いられ得る。

さらなる実施形態を以下の実施例で示す。

（実施例１）
少なくとも１．９６ｃｍ^２／ｇ（鉄）から２．８６ｃｍ^２／ｇ（タンタルの半分）までの高さの質量吸収係数を有するチタン−タンタル合金を以下のように配合する。チタンの原子質量係数（ａｔｏｍｉｃ ｍａｓｓ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）は１．２１、タンタルの原子質量係数は５．７２である。

以下の式を用いて所望の放射線不透過性を得る。
［Ｔｉの原子パーセント（ａｔｏｍｉｃ ％ Ｔｉ）×１．２１］＋［Ｔａの原子パーセント（ａｔｏｍｉｃ ％ Ｔａ）×５．７２］＝１．９６〜２．８６ｃｍ^２／ｇ。
ｘの値を求めると：
（ｘ）（１．２１）＋（１−ｘ）（５．７２）＝１．９６ｃｍ^２／ｇまたは２．８６ｃｍ^２／ｇ
ｘ＝０．８５（８５原子パーセントのＴｉ）もしくは０．６３（６３原子パーセントのＴｉ）、または逆に１７原子パーセントのＴａもしくは３７原子パーセントのＴａ。

１７Ｔａ−８３Ｔｉ合金の原子パーセントから重量パーセントへの換算は以下の通りである：
Ｔｉ−Ｔａ合金の１０^２３原子中には、０．１７×１０^２３原子のＴａと、０．８３×１０^２３原子のＴｉが存在する。

０．１７×１０^２３原子のＴａ／６．０２×１０^２３原子／モル＝０．０２８モルのＴａ
０．８３×１０^２３原子のＴｉ／６．０２×１０^２３原子／モル＝０．１３８モルのＴｉ
（０．０２８モルのＴａ）（１８０．９５グラム／モル原子量）＝５．０７グラムのＴａ
（０．１３８モルのＴｉ）（４７．８８グラム／モル原子量）＝６．６１グラムのＴｉ
５．０７グラムのＴａ＋６．６１グラムのＴｉ＝１１．６８グラムの合金
６．６１ｇのＴｉ／１１．６８ｇ＝合金中５７重量パーセントのＴｉ
５．０７ｇのＴａ／１１．６８ｇ＝合金中４３重量パーセントのＴａ。

８３原子パーセントのＴｉと１７原子パーセントのＴａ（５７重量パーセントのＴｉと４３重量パーセントのＴａ）の合金は、鉄と同等の予測質量吸収係数と、３１６Ｌステンレス鋼と同様な放射線不透過性とを有する。６３原子パーセントのＴｉと３７原子パーセントのＴａ（３１重量パーセントのＴｉと６９重量パーセントのＴａ）の合金は、タンタルの半分と同等の予測質量吸収係数を有する。これらの合金成分は、３．５×１０^−３未満の磁化率を有し、互いに溶け合う。タンタル−チタン二成分系状態図（ＡＳＭ Ｈａｎｄｂｏｏｋ，第３巻、Ａｌｌｏｙ Ｐｈａｓｅ Ｄｉａｇｒａｍｓ、ＡＳＭ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、１９９２年、ｐ．２３７４）は、４３〜６９重量パーセントのタンタルが室温下に固溶体二成分系（アルファおよびベータ）材料としてチタンに溶けることを示している。さらに、タンタル−チタン二成分系状態図は、４３〜６９パーセントのタンタル濃度を有する合金がアルファおよびベータ相微細構造を有することを示唆している。この相状態図に脆性相は見えない。

（実施例２）
少なくとも１．９６ｃｍ^２／ｇ（鉄）から２．８６ｃｍ^２／ｇ（タンタルの半分）までの高さの質量吸収係数を有するチタン−モリブデン合金は以下のように配合する。

以下の方程式を用いて所望の放射線不透過性を決定する。
［原子％のＴｉ×１．２１］＋［原子％のＭｏ×７．０４］＝１．９６〜２．８６ｃｍ^２／ｇ。

（ｘ）（１．２１）＋（１−ｘ）（７．０４）＝１．９６ｃｍ^２／ｇまたは２．８６ｃｍ^２／ｇ
ｘ＝０．８７（８７原子パーセントのＴｉ）もしくは０．７２（７２原子パーセントのＴｉ）または逆に１３原子パーセントのＭｏもしくは２８原子パーセントのＭｏ。

１３Ｍｏ−８７Ｔｉ合金の原子パーセントから重量パーセントへの換算は以下の通り。
１０^２３原子のＴｉ−Ｍｏ合金中には、０．１３×１０^２３原子のＭｏと、０．８７×１０^２３原子のＴｉが存在する。

０．１３×１０^２３原子のＭｏ／６．０２×１０^２３原子／モル＝０．０２２モルのＭｏ
０．８７×１０^２３原子のＴｉ／６．０２×１０^２３原子／モル＝０．１４５モルのＴｉ
（０．０２２モルのＭｏ）（９５．９４グラム／モル原子量）＝２．１１グラムのＭｏ
（０．１４５モルのＴｉ）（４７．８８グラム／モル原子量）＝６．９４グラムのＴｉ
２．１１グラムのＭｏ＋６．９４グラムのＴｉ＝９．０５グラムの合金
６．９６ｇのＴｉ／９．０５ｇ＝合金中７７重量パーセントのＴｉ
２．１１ｇのＭｏ／９．０５ｇ＝合金中２３重量パーセントのＭｏ。

８７原子パーセントのＴｉと１３原子パーセントのＭｏ（７７重量パーセントのＴｉと２３重量パーセントのＭｏ）の合金は、鉄と同等の予測質量吸収係数と、３１６Ｌステンレス鋼と同様な放射線不透過性とを有する。７２原子パーセントのＴｉと２８原子パーセントのＭｏ（５６重量パーセントのＴｉと４４重量パーセントのＭｏ）の合金は、タンタルの半分と同等の予測質量吸収係数を有し、したがって、タンタルの放射線不透過性の半分を有する。これらの合金成分は、３．５×１０^−３未満の磁化率を有し、互いに溶け合う。モリブデン−チタン二成分系状態図（ＡＳＭ Ｈａｎｄｂｏｏｋ、第３巻、Ａｌｌｏｙ Ｐｈａｓｅ Ｄｉａｇｒａｍｓ、ＡＳＭ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、１９９２年、ｐ．２，２９６）は、２３〜４４重量パーセントのモリブデンが室温下で固溶体一成分系（ベータ）または二成分系（アルファおよびベータ）材料としてチタンに溶けることを示している。さらに、モリブデン−チタン二成分系状態図は、２３〜４４パーセントのモリブデン濃度を有する合金が、Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖなどの市販の工業的チタン合金に共通のベータまたはベータ＋アルファ相微細構造を有するであろうことを示唆している。約８５０〜６９５℃の温度範囲での（例えば、アルゴンガス、空冷、または液体急冷剤による）冷却を迅速に実施して、実質量のアルファプライム、アルファダブルプライム、またはオメガ相の沈殿を防止することができる。

（実施例３）
Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩと４３重量パーセントのＴａとの合金を製造する方法は以下の通りである。

直径約７．６２センチメートル（３″）のＴｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩの丸棒〔例えば、米国ニュージャージー州モリスタウン（Ｍｏｒｒｉｓｔｏｗｎ）所在のチタニウム・インダストリーズ社（Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ，Ｉｎｃ．）由来〕を入手し、約１３．９７センチメートル（５．５インチ）の長さに切断する。直径約１．２７センチメートル（０．５インチ）のタンタルロッド〔例えば、米国ニューヨーク州ドブスフェリー（Ｄｏｂｂｓ Ｆｅｒｒｙ）所在のレンバー（Ｒｅｍｂａｒ）社由来〕を入手し、約８．２５５センチメートル（３．２５インチ）の長さに切断する。チタン棒にドリルで直径約１．３９７／１．５２４センチメートル（０．５５／０．６″）、深さ約１１．４３センチメートル（４．５″）の８個の穴を穿孔する。これらの穴に、長さ約８．２５５センチメートル（３．２５″）、直径約１．２７センチメートル（０．５″）の８本のタンタルロッドを挿入する。このアセンブリを、真空炉中１４００℃で８時間加熱し、真空冷却する。そのアセンブリを真空アーク再溶解（ＶＡＲ）電極ホルダーまでのホールエンドとガスタングステンアーク溶接（ＧＴＡＷまたはＧＴ）する。アセンブリを真空アークで再溶解し、インゴットを鋳造する。インゴットを真空炉中１４００℃で８時間加熱し、真空冷却する。ＶＡＲおよび熱処理を１回以上繰り返す。インゴットを直径約６．３５セ
ンチメートル（２．５″）、長さ約１０．１６センチメートル（４″）のビレットに機械加工する。ビレットを軟シームレスステントチューブに改造する。

（実施例４）
アーク溶解Ｔｉ−Ｔａ合金ボタンインゴットを作成した。Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖロッドとタンタルロッドの５０／５０混合物（重量）から２つのインゴットを溶製した。純チタンロッドとタンタルロッドの５０／５０混合物（重量）から１つのインゴットを溶製した。それらのインゴットを冷間圧延および焼きなましして機械的および物理的特性試験用のストリップを形成した。

これらのインゴットは、米国ペンシルベニア州バーウィン（Ｂｅｒｗｙｎ）所在のグッドフェロー社（Ｇｏｏｄｆｅｌｌｏｗ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）から入手した以下のロッドおよび充填材料から製造した。

ロッドを約２．５４〜５．０８センチメートル（１〜２″）の長さに切断し、アセトンで清浄し、デジタルスケールで秤量した。ロッドを重量別に２つの溶解群に分けた。原料をアーク溶解炉〔ＭＲＦ ＡＢＪ−９００モデル、米国ニューハンプシャー州サンクック（Ｓｕｎｃｏｏｋ）所在のマテリアルズ・リサーチ・ファーネシス社（Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｆｕｒｎａｃｅｓ，Ｉｎｃ．）〕中で溶解させた。アーク溶解炉は３５０〜４００ａｍｐで運転した。各合金に関して３回の溶解サイクルを実施した。

図５を参照すると、拡大写真がアーク溶解後の３つのインゴットを示している。左側のインゴットはＴｉ−５０Ｔａ合金である。他の２つのインゴットは５０（Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ）−５０Ｔａ合金である。溶解後、各インゴットをハンマーで１０回叩いて、クラックを生じたり破砕したりしないかを観察した。３つのインゴットはいずれもクラックを生じたり破砕したりすることなくハンマー試験に耐えたが、ハンマーで叩くと変形した。この試験は材料の成形性評価として実施した。クラックの発生は、合金が冷間圧延するには脆すぎることを示唆し得る。

厚さ約０．５０８〜０．６３５センチメートル（０．２０〜０．２５″）の棒材を冷間圧延用の出発材料として用いた。圧延ブランクの機械加工寸法を以下の表に列挙する。

機械加工した棒材を全体の厚さが５０％減少するまで冷間圧延した。冷間圧延後の寸法を以下の表に列挙する。

冷間圧延したストリップを、真空熱処理炉中１２００℃で６０分間真空下に焼きなました後、真空冷却した。この熱処理の目的は、合金を均質化し続け、冷間加工した微細構造を再結晶させ、材料を軟化させて、さらなる冷間圧延を可能にすることであった。図６を参照すると、ストリップの表面上に細い亀裂が観察された。ストリップ＃３は、長さに沿って小さいエッジクラックを有していた。これらの欠陥はいずれもさらなる冷間圧延に差し支えないほどであると判断された。

３つのストリップを厚さが全体的に５０％減少するまで冷間圧延した。圧延後のストリップ寸法を表ＩＸに列挙する。

図７を参照すると、ストリップの表面およびエッジは拡大せずに調べた。ストリップ＃１は細かいエッジクラックを有していた。ストリップ＃２はクラックを有さなかった。ストリップ＃３はエッジクラックを有していた。

冷間圧延したストリップを真空熱処理炉中１０００℃で３０分間真空下に焼きなました。この熱処理の目的は、冷間加工した微細構造を再結晶させ、材料を軟化させてさらなる冷間圧延を可能にすることであった。ストリップを約０．０６３５センチメートル（０．０２５″）の厚さに冷間圧延した。その寸法を表Ｘに示す。

図８を参照すると、ストリップ＃１および＃３は多数の小さいエッジクラックを有した。ストリップ＃２はエッジクラックを有さなかった。

ストリップを真空熱処理炉中８５０℃で３０分間ベータ溶液処理し、真空冷却した。これらのストリップを金属組織解析に供した。これらのストリップについて引張試験片加工試験〔メトカット・リサーチ・アソシエイツ社（Ｍｅｔｃｕｔ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ，Ｉｎｃ．）（米国オハイオ州シンシナティ（Ｓｉｎｃｉｎｎａｔｉ）所在）を実施した。引張結果は、約５８６．０７５×１０^６〜７９２．９２５×１０^６Ｐａ（８５〜１１５ｋｓｉ）ＵＴＳ、６５〜１０５ＹＳ、および５〜２５％の伸びであった。

Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ、純チタン、およびタンタル材料を粉末金属形態で溶解した。これらのインゴットは、最終的に厚さを５０％減少させるまで冷間圧延し得るような成形性を有さないことがあった。微紛金属の大きな表面積は有意な汚染をインゴットに持ち越す可能性があり、そのために、合金の延性を低下させ得る。この実験では、炉充填用の粉末金属の代わりに固体ロッドを用いた。ロッドの（粉末に比べて）小さい表面積は、良好なインゴット延性をもたらすものと思われる。

本明細書に言及されているすべての刊行物、特許出願、参考文献、特許はそのまま本明細書に文献援用される。
他の実施形態は特許請求の範囲内である。

それぞれ圧縮および拡張状態のステントの斜視図。 それぞれ圧縮および拡張状態のステントの斜視図。 バルーン拡張型ステントの送出を示す図。 バルーン拡張型ステントの送出を示す図。 バルーン拡張型ステントの送出を示す図。 ステント製造プロセスの流れ図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 医療装置の製造プロセスを示す図。 顕微鏡写真。 顕微鏡写真。 顕微鏡写真。 顕微鏡写真。

Claims (40)

1. バルーン拡張型医療用ステントであって、
   約２０重量％以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくとも１種とを有する合金を含むほぼチューブ状の本体を備え、前記合金は約３１０．２７５×１０^６Ｐａ（約４５ｋｓｉ）以上の降伏強度と、約＋１以下の磁化率と、約１．９ｃｍ^２／ｇ以上の質量吸収係数とを有する、ステント。
2. 前記合金が、約６２０．５５×１０^６Ｐａ（約９０ｋｓｉ）以上のＵＴＳと約４０以上の引張伸び率（パーセント）とを有する、請求項１に記載のステント。
3. 降伏強度が約３４４．７５×１０^６Ｐａ（約５０ｋｓｉ）以上、ピーク荷重強度（パーセント）が約３０以上、ＵＴＳが約６２０．５５×１０^６Ｐａ（約９０ｋｓｉ）以上、破壊強度パーセントが約４０以上である、請求項１に記載のステント。
4. 磁化率が約３．５×１０^−３以下である、請求項１に記載のステント。
5. 質量吸収係数が約２．９ｃｍ^２／ｇ以下である、請求項１に記載のステント。
6. 前記合金が約５０重量パーセント以上のＴｉを含む、請求項１に記載のステント。
7. 前記合金が２０重量パーセント以上のＺｒ、ＴａおよびＭｏのいずれか、またはそれらの組み合せを含む、請求項１に記載のステント。
8. 前記合金が８０重量パーセント以下のＺｒ、ＴａおよびＭｏのいずれか、またはそれらの組み合せを含む、請求項１に記載のステント。
9. 合金が１０重量パーセント以上のＺｒを含む、請求項１に記載のステント。
10. 前記合金が約５０重量パーセントのＺｒを含む、請求項１に記載のステント。
11. 前記合金が約４０重量パーセント以上のＴａを含む、請求項１に記載のステント。
12. 前記合金が約７５重量パーセント以下のＴａを含む、請求項１に記載のステント。
13. 前記合金が約３重量パーセント以上のＭｏを含む、請求項１に記載のステント。
14. 前記合金が約２０重量パーセント以下のＭｏを含む、請求項１に記載のステント。
15. 前記合金が、Ｔｉ−Ｔａ、Ｔｉ−Ｍｏ、Ｔｉ−Ｚｒ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｍｏ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｚｒ、Ｔｉ−Ｔａ−Ｚｒ−Ｍｏ，Ｔｉ−Ｚｒ−Ｍｏ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｍｏ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｚｒ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｍｏ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｚｒ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｔａ−Ｚｒ−Ｍｏ、Ｔｉ６Ａ１−４Ｖ−Ｚｒ−Ｍｏ、Ｔｉ−１３Ｎｂ−１３Ｚｒ、Ｔｉ−１３Ｎｂ−１３Ｚｒ−Ｍｏ、Ｔｉ−１３Ｎｂ−１３Ｚｒ−Ｔａ、Ｔｉ−８Ａ１−１Ｍｏ−１Ｖ、Ｔｉ−８Ａ１−１Ｍｏ−１Ｖ−Ｚｒ、Ｔｉ−８Ａ１−１Ｍｏ−１Ｖ−Ｔａ、Ｔｉ−６Ａ１−２Ｎｂ−１Ｔａ−０．８Ｍｏ、およびＴｉ−６Ａ１−２Ｎｂ−０．８Ｍｏ−Ｚｒのいずれかである、請求項１に記載のステント。
16. 前記合金が、４０〜７０重量パーセントのＴａまたは２５〜５０重量パーセントのＺｒ
    と合金化された、ＣＰチタン、Ｔｉ−６Ａ１−４Ｖ、およびＴｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩのいずれかの合金である、請求項１に記載のステント。
17. 前記合金が５〜２０重量パーセントのＭｏを含む、請求項１６に記載のステント。
18. 前記合金が、
    ４３重量％のＴａ、
    ６９重量％のＴａ、
    ２５重量％のＴａ、
    ４９重量％のＺｒ、
    ４３重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ、
    ６９重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ、
    ２５重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ、
    ４９重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ、
    ４３重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ、
    ６９重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ、
    ２５重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ、
    ４９重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ、
    ２２重量％のＴａ＋１３重量％のＺｒ、
    ３５重量％のＴａ＋２５重量％のＺｒ
    のいずれかと合金化されたＣＰチタンと、
    ４３重量％のＴａ、
    ６９重量％のＴａ、
    ２５重量％のＴａ、
    ４９重量％のＺｒ、
    ４３重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ、
    ６９重量％のＴａ＋５重量％のＭｏ、
    ２５重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ、
    ４９重量％のＺｒ＋５重量％のＭｏ、
    ４３重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ、
    ６９重量％のＴａ＋１０重量％のＭｏ、
    ２５重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ、
    ４９重量％のＺｒ＋１０重量％のＭｏ、
    ２２重量％のＴａ＋１３重量％のＺｒ、
    ３５重量％のＴａ＋２５重量％のＺｒ、
    のいずれかと合金化されたＴｉ−６Ａ１−４Ｖ ＥＬＩとのうちから選択される、請求項１に記載のステント。
19. チューブ状本体が、約０．００３８１〜約０．０３８１センチメートル（約０．００１５〜約０．０１５０インチ）の厚さを有する壁部分を含む、請求項１に記載のステント。
20. チューブ状本体が治療薬剤を含有する、請求項１に記載のステント。
21. 身体の内腔内送出用カテーテルを含むシステムであって、カテーテルが、拡張可能部材と、拡張可能部材上に配置可能な請求項１に記載のステントとを有し、拡張可能部材が約１．５〜約１４ｍｍの最大直径まで拡張可能であるシステム。
22. 移植可能な医療装置であって、
    約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａまたはＭｏのうちの少なくとも１種とを有する合金を含み、前記合金は約３１０．２７５×１０^６Ｐａ（約４５ｋｓｉ）以上の
    降伏強度と、約＋１以下の磁化率と、約１．９ｃｍ^２／ｇ以上の質量吸収係数とを有し、該医療装置はフィルター、ガイドワイヤ、カテーテル、針、生検針、ステイプルまたはカニューレから選択される、医療装置。
23. ステントを形成する方法であって、
    約２０重量パーセント以上のＴｉと、Ｚｒ、ＴａおよびＭｏのうちから選択される少なくとも１種の混和材とを含む合金を得る工程と、
    ＴｉおよびＴｉ含有合金から選択されるチタン成分および混和材の固体アリコート同士を接触させる工程と、
    前記接触工程の後に、前記アリコートを加熱する工程と、
    前記接触工程の後に、前記アリコートを、鋳造、押出、引き抜きまたは圧延により機械加工する工程と、
    前記アリコートを溶解させる工程と、
    第１素材を形成する工程と、
    前記合金を含むチューブを形成する工程と、
    前記チューブをステントに組み込む工程と
    を含む方法。
24. 前記接触工程が、チタン成分または混和材からなり、空洞を有する本体を提供する工程と、前記空洞に混和材またはチタン成分を挿入する工程とを含む、請求項２３に記載の方法。
25. 前記本体がロッドであり、前記空洞がロッド内の管腔である、請求項２４に記載の方法。
26. 前記管腔がほぼロッドの軸線に沿って配置された長尺状の管腔である、請求項２５に記載の方法。
27. 前記本体がチタン成分から形成されている、請求項２４および２６のいずれか１項に記載の方法。
28. 前記混和材が微粒子またはソリッドワイヤの形態にある、請求項２７に記載の方法。
29. 前記加熱工程がチタン成分と混和材との間に拡散を起こす工程を含む、請求項２３に記載の方法。
30. チタン成分の融点の±１０％内の温度に加熱する工程を含む、請求項２９に記載の方法。
31. 前記機械加工工程の後に加熱する工程を含む、請求項３１に記載の方法。
32. 第１素材形成工程の後に、第１素材をさらなる混和材と接触させる工程と、第１素材をさらなるアリコートと接触した状態で溶解させる工程と、さらに多くの量の混和材を有する第２素材を形成する工程とを含む、請求項２３に記載の方法。
33. 溶解工程の前に、第１素材をさらなるアリコートと接触した状態で機械加工または加熱する工程を含む、請求項３２に記載の方法。
34. 真空アーク再溶解、電子ビーム、プラズマまたは真空誘導溶解により溶解させる工程を含む、請求項２３に記載の方法。
35. 約１０６．５立方センチメートル（６．５立方インチ）以下の体積を有する第１素材を形成する工程を含む、請求項２３に記載の方法。
36. 第１素材が円柱形の形状を有する、請求項３５に記載の方法。
37. 前記チューブ形成工程が、引き抜きまたはシート圧延により第１素材からチューブを形成する工程を含む、請求項２３に記載の方法。
38. 前記チューブをステントに組み込む工程が、チューブを機械加工してチューブの壁に開口部を設ける工程を含む、請求項２３に記載の方法。
39. 前記ステントがバルーン拡張型血管ステントである、請求項に記載の方法。
40. 医療装置を形成する方法であって、
    約１５０℃以上の融点差を有する第１成分および第２成分の固体アリコート同士を接触させて、第１成分と第２成分とを含む、元素または合金の多成分からなる金属合金を得る工程と、
    前記接触工程の後に、前記アリコートに対して加熱および機械加工の少なくともいずれかを実施して第１素材を形成する工程と、
    第１素材を溶解させる工程と、
    第１素材から第２素材を形成する工程と、
    合金を医療装置に組み込む工程と
    を含む方法。
    

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