JP2010502842A - 希土類元素を含むニッケル−チタン合金 - Google Patents

Abstract

ニッケルと、チタンと、少なくとも１種類の希土類元素とを含み、少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｎ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金が本明細書において開示される。このニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％(原子百分率)〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。このニッケル−チタン合金は、１種類以上の追加の合金化元素をさらに含むことができる。放射線不透過性に加えて、このニッケル−チタン合金は好ましくは超弾性挙動または形状記憶挙動を示す。このニッケル−チタン合金を含む医療機器およびそれらの製造方法も開示される。

Description

（関連出願）
本特許文献は、米国特許法第１１９条（ｅ）項（３５ Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ））に基づき２００６年９月６日に出願された米国仮特許出願第６０／８４２，４８４号、２００６年１１月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／８７２，３６９号、および２００６年１１月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／８７２，３７０号の出願日の恩典を主張し、これらは参照として本明細書に援用される。

本開示は、一般に、ニッケル−チタン合金に関し、特に、しかし排他的ではなく、医療機器用途のニッケル−チタン合金に関する。

自己拡張型ステント、ステントグラフト、塞栓防止フィルター、および結石除去バスケットなどの管腔内生物医学機器の製造には一般にニッケル−チタン合金が使用されている。このような機器は、一般にニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）と呼ばれている等原子比または等原子比近傍のニッケル−チタン合金の超弾性または形状記憶挙動を利用している場合がある。

しかし、ニッケル−チタン合金は放射線不透過性が不十分であるため、このような機器は、Ｘ線透視などの非侵襲的画像化技術を使用して体外から可視化することが困難となりうる。管腔内の機器が細いワイヤーまたは薄肉の支柱からできている場合には、可視化が特に問題となる。その結果、臨床医は、ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）ステントまたはバスケットの正確な配置および／または体管内での操作が不可能となる場合がある。

ニッケル−チタンの医療機器の放射線不透過性を改善するための現在の方法としては、放射線不透過性のマーカーまたはコーティングの使用が挙げられる。たとえば、ステントの末端に取り付けられた金マーカーによって、Ｘ線検査中に機器の位置決めを案内し、その長さを示すことができる。あるいは、医療機器は、金または別の重金属のめっき、被覆、またはその他のコーティングを行うことで、放射線不透過性の表面または外層を形成することができる。別の方法では、重金属の円柱をステントのルーメン内に含めることで放射線不透過性コアを形成することができる。しかし放射線不透過性を改善するためのこれらの方法は欠点を有する場合がある。場合によっては、マーカーは、簡単に脱落することがあり、機器の送達時断面の望ましくない増加が起こる場合がある。表面コーティングまたは被覆は、医療機器が拡張するときに剥離することがあり、機器の機械的挙動を妨害することもある。放射線不透過性コアは、製造に費用がかかることがある。電解腐食も問題となりうる。さらに、金、ならびに白金、パラジウム、およびタングステンなどの他の重金属は費用がかかる傾向にある。

「多成分相平衡の熱力学モデリング」（Ｔｈｅｒｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｄｅｌｉｎｇ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｃｏｍｐｏｎｅｎｔ Ｐｈａｓｅ Ｅｑｕｉｌｉｂｒｉａ），ＪＯＭ４９，１２（１９９７）１４−１９ Ｊ Ｍ．ブーン（Ｂｏｏｎｅ），Ａ Ｅ．チャベス（Ｃｈａｖｅｚ）；Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ ２３，１２（１９９６）１９９７−２００５ ホルスト・アイヒンガー（Ｈｏｒｓｔ Ａｉｃｈｉｎｇｅｒ），ジョアキム・ディアカー（Ｊｏａｃｈｉｍ Ｄｉｅｒｋｅｒ），シグリッド・ジョイト−バーフス（Ｓｉｇｒｉｄ Ｊｏｉｔｅ−Ｂａｒｆｕｓｓ），およびマンフレッド・ゼーベル（Ｍａｎｆｒｅｄ Ｓａｅｂｅｌ），Ｘ線診断放射線医学における放射線照射および画像品質：物理的原理および臨床応用（Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ ａｎｄ Ｉｍａｇｅ Ｑｕａｌｉｔｙ ｉｎ Ｘ−Ｒａｙ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ：Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ），シュプリンガー（Ｓｐｒｉｎｇｅｒ）：ベルリン（Ｂｅｒｌｉｎ） ニチノール合金の使用（Ｕｓｉｎｇ Ｎｉｔｉｎｏｌ Ａｌｌｏｙｓ），ジョンソン・マッセイ（Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｍａｔｈｅｙ），カリフォルニア州サンノゼ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ，ＣＡ）（２００４）ｐ．１７ デュリグ（Ｄｕｅｒｉｇ），Ｔ．Ｗ．ら，冷間加工したＮｉ−Ｔｉの線形超弾性、形状記憶合金の工学的見地（Ｌｉｎｅａｒ Ｓｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ ｉｎ Ｃｏｌｄ−Ｗｏｒｋｅｄ Ｎｉ−Ｔｉ， Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ａｓｐｅｃｔｓ ｏｆ Ｓｈａｐｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ａｌｌｏｙｓ），バターワース−ハイネマン・リミテッド（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ Ｌｔｄ．），ロンドン（Ｌｏｎｄｏｎ）（１９９０）ｐｐ．４１４−４１９

本明細書において、ニッケル、チタン、および少なくとも１種類の希土類元素を含むニッケル−チタン合金が開示される。本発明のニッケル−チタン合金は１種類以上の追加の合金化元素をさらに含むことができる。放射線不透過性に加えて、本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは超弾性挙動または形状記憶挙動も示す。本発明のニッケル−チタン合金を含む医療機器、ならびにそれらの製造方法および使用方法も開示される。

一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％（原子パーセント）〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、これによってこのニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金よりも高い放射線不透過性を有する。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含む。この希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択され、これによってこのニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金よりも高い放射線不透過性を有する。

一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。このニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金よりも高い放射線不透過性を有し、このニッケル−チタン合金は、体温以下で変形応力を除去した場合に少なくとも約０．５％の回復性ひずみをさらに含む。

医療機器の使用方法も本明細書において開示される。この方法を使用するために、一態様によると、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器が提供される。この希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。この医療機器は、次に患者体内の治療部位に送達される。

別の一実施形態によると、医療機器の使用方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器を提供するステップと、その医療機器を患者体内の治療部位に送達するステップとを含む。

患者体内の医療機器の画像化方法も開示される。この方法は、一態様によると、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含むニッケル−チタン合金からできた少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を患者体内の部位に送達するステップを含む。この少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。次に患者に１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射して、医療機器を画像化する。

別の一態様によると、患者体内の医療機器の画像化方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含むニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を患者体内の部位に送達するステップを含む。この少なくとも１種類の希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。次に患者に１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射して、医療機器を画像化する。

さらに、医療機器の製造方法も開示される。この方法を実施するために、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の希土類元素とを含む溶融物が形成される。この希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。この溶融物を冷却して固体を形成し、その固体から構成要素を形成することで医療機器が形成される。

別の一態様によると、医療機器の製造方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される溶融物を形成するステップを含む。この溶融物を冷却して固体を形成し、その固体から構成要素を形成することで医療機器が形成される。

これより、例として添付の図面を参照しながら本発明の好ましい特徴を説明する。

一実施形態によるニッケル−チタン合金の組成範囲を示す三元合金濃度図である。 数種類の希土類（ＲＥ）元素および白金の線吸収係数対フォトンエネルギーのグラフである。 白金の線吸収係数対フォトンエネルギーに関して規格化した図２の線吸収係数のグラフである。 ４つの異なる濾過レベルでの４０ｋＶｐの管電圧における相対入射率対フォトンエネルギーのグラフである。 ４つの異なる濾過レベルでの７０ｋＶｐの管電圧における相対入射率対フォトンエネルギーのグラフである。 ４つの異なる濾過レベルでの８０ｋＶｐの管電圧における相対入射率対フォトンエネルギーのグラフである。 ４つの異なる濾過レベルでの１２５ｋＶｐの管電圧における相対入射率対フォトンエネルギーのグラフである。 ４０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の計算累積線吸収係数のグラフである。 ７０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の計算累積線吸収係数（放射線不透過性）のグラフである。 ８０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の計算累積線吸収係数（放射線不透過性）のグラフである。 １２５ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の計算累積線吸収係数（放射線不透過性）のグラフである。 ４０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性のグラフである。 ７０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性のグラフである。 ８０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性のグラフである。 ８０ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性のグラフである。 １２５ｋＶｐの管電圧および数種類の濾過方式における、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性のグラフである。 合金のオーステナイト仕上温度よりも高温における代表的な形状記憶合金の応力対ひずみの図である。 代表的な形状記憶合金の変態温度曲線である。 代表的な形状記憶合金のひずみ対温度の図である。 Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成された少なくとも１つの層を含む複合構造を有する代表的なワイヤーの概略図である。 ７つのワイヤーストランドから形成された代表的なケーブルの概略断面図であり、その１つ以上のストランドがＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成されている。 代表的な編組ワイヤー構造の概略側面図であり、ワイヤー構造の１つ以上のストランドがＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成されている。 複合構造を有する代表的なカニューレの概略図であり、カニューレの１つ以上の層がＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成されている。 １つ以上のワイヤーから形成された代表的なステントの概略図であり、ワイヤーのすべてまたは一部がＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成されている。 標準的な成人の下腹部を通過するＸ線の減衰をシミュレートするために医療機器・放射線保健センター（Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｒａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｈｅａｌｔｈ）（ＣＤＲＨ）によって開発されたファントムの概略図である。 蛍光透視モードにおいて種々の電圧でＣＤＲＨファントムを使用して測定した二元Ｎｉ−Ｔｉに対するＮｉ−Ｔｉ−Ｘ試験体（Ｘ＝Ｇｄ、Ｅｒ、またはＰｔ）のＸ線コントラストの平均値の平均改善を示す棒グラフである。 静止モードにおいて種々の電圧でＣＤＲＨファントムを使用して測定した二元Ｎｉ−Ｔｉに対するＮｉ−Ｔｉ−Ｘ試験体（Ｘ＝Ｇｄ、Ｅｒ、またはＰｔ）のＸ線コントラストの平均値の平均改善を示す棒グラフである。

定義
以下の明細書および添付の特許請求の範囲において使用される場合、以下の用語は以下の意味を有する。

マルテンサイト開始温度（Ｍ_ｓ）は、マルテンサイト相変態を示す形状記憶材料が冷却されるときにマルテンサイトへの相変態が開始する温度である。

マルテンサイト仕上温度（Ｍ_ｆ）は、冷却によるマルテンサイトへの相変態が完了する温度である。

オーステナイト開始温度（Ａ_ｓ）は、オーステナイト相変態を示す形状記憶材料が加熱されるときにオーステナイトへの相変態が開始する温度である。

オーステナイト仕上温度（Ａ_ｆ）は、加熱によるオーステナイトへの相変態が完了する温度である。

Ｒ’相開始温度（Ｒ’_ｓ）は、Ｒ相変態を示す形状記憶材料が加熱されるときにＲ相への相変態を開始する温度である。

Ｒ’相仕上温度（Ｒ’_ｆ）は、加熱によるＲ相への相変態が完了する温度である。

Ｒ相開始温度（Ｒ_ｓ）は、Ｒ相変態を示す形状記憶材料が冷却されるときにＲ相への相変態が開始する温度である。

Ｒ相仕上温度（Ｒ_ｆ）は、冷却によるＲ相への相変態が完了する温度である。

放射線不透過性は、材料または物体がＸ線放射線などの入射電磁放射線を吸収する能力の尺度の１つである。放射線不透過性材料は、優先的に入射Ｘ線を吸収し、高い放射線コントラストを示し、Ｘ線画像中の視認性が良好となる傾向にある。放射線不透過性ではない材料は、入射Ｘ線を透過する傾向にあり、Ｘ線画像中で容易に見ることができない。材料の線吸収係数（μ）は、材料のＸ線放射線を吸収する能力、したがって材料の放射線不透過性の良好な指標の１つとなりうる。本開示の目的では、以下に定義され詳細に説明される累積線吸収係数を、材料の放射線不透過性を表すものとして採用することができる。

用語「等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金」は、４５ａｔ．％〜５５ａｔ．％のニッケルおよび残分のチタンを含む２成分合金を意味する。

本明細書において説明されるのは、ニッケル、チタン、および少なくとも１種類の希土類元素を含むニッケル−チタン合金である。一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも１種類の追加の合金化元素を含む。本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは従来のニッケル−チタン合金よりも改善された放射線不透過性を有する。したがって、本発明のニッケル−チタン合金を含む医療機器は、Ｘ線透視などの非侵襲的画像化手法中により良好な視認性を有することができる。本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは超弾性または形状記憶性を有し、このことは後述するように医療機器において好都合である。

好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金の１種類以上の希土類元素は、周期表のランタニド系列および／またはアクチニド系列から選択され、このようなものとしては、Ｌａ、Ｃｅ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵが挙げられる。イットリウム（Ｙ）およびスカンジウム（Ｓｃ）が希土類元素と呼ばれる場合があるが、これらはランタニドまたはアクチニド系列の元素ではない。より好ましくは、希土類（ＲＥ）元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、およびＬｕからなる群から選択される。

好ましい一実施形態によると、希土類元素は、合金中の濃度に関して３番目の位置を占める。言い換えると、希土類元素の量は、好ましくはニッケルおよびチタンのそれぞれの量よりも少ないが、合金中に存在しうる任意の追加の合金化元素の量よりも多い。本発明の合金の代表的な組成範囲の１つを図１に概略的に示す。

本発明のニッケル−チタン合金は、一実施形態によると少なくとも約０．１％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約１．０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約２．５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。本発明のニッケル−チタン合金が少なくとも約５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含むことが望ましいこともある。

本発明のニッケル−チタン合金が約１５ａｔ．％以下の少なくとも１種類の希土類元素を含むことも望ましい。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１２．５ａｔ．％以下の少なくとも１種類の希土類元素を含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１０ａｔ．％以下の少なくとも１種類の希土類元素を含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約７．５ａｔ．％以下の少なくとも１種類の希土類元素を含む。最も好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約５．０ａｔ．％以下の少なくとも１種類の希土類元素を含む。

例として、本発明のニッケル−チタン合金は、好ましい一実施形態によると約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１．０ａｔ．％〜約１２．５ａｔ．％を含む。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１．０ａｔ．％〜約１０．０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１．０ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％、または約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。最も好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約２．５ａｔ．％〜約５．０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含む。たとえば、本発明のニッケル−チタン合金は３．０ａｔ．％、３．２５ａｔ．％、３．５ａｔ．％、３．７５ａｔ．％、または４ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素を含むことができる。

好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３４ａｔ．％のニッケルを含む。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３６．５ａｔ．％のニッケルを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３９ａｔ．％のニッケルを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約４４ａｔ．％のニッケルを含む。

本発明のニッケル−チタン合金が約６０ａｔ．％以下のニッケルを含むことも好ましい。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約５５ａｔ．％以下のニッケルを含む。本発明のニッケル−チタン合金は５０ａｔ．％のニッケルを含むことができる。

好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３４ａｔ．％のチタンを含む。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３６．５ａｔ．％のチタンを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約３９ａｔ．％のチタンを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約４４ａｔ．％のニッケルを含む。

本発明のニッケル−チタン合金が約６０ａｔ．％以下のチタンを含むことも好ましい。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約５５ａｔ．％以下のチタンを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約５０ａｔ．％以下のチタンを含む。

代表的な一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３６．５ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３６．５ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、約２．５ａｔ．％〜約１２．５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。別の代表的な一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、約５ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。

本発明のニッケル−チタン合金は、遷移金属またはその他の金属などの１種類以上の追加の合金化元素を含むこともできる。たとえば、１種類以上のＡｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｚｒ、Ｎｂ、Ｍｏ、Ｔｃ、Ｒｕ、Ｒｈ、Ｐｄ、Ａｇ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｆ、Ｔａ、Ｗ、Ｒｅ、Ｏｓ、ｌｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、およびミッシュメタル（Ｍｉｓｃｈｍｅｔａｌ）を追加の合金化元素（ＡＡＥ）として含めることができる。本発明のニッケル−チタン合金が約１４．９ａｔ．％以下のＡＡＥを含むことが好ましい。より好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約９．９ａｔ．％以下のＡＡＥを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約７．４ａｔ．％以下のＡＡＥを含む。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約４．９ａｔ．％以下のＡＡＥを含む。最も好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は約１．９ａｔ．％以下のＡＡＥを含む。好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約０．１ａｔ．％のＡＡＥを含む。好ましくは、１種類以上の追加の合金化元素がＩｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される場合、本発明のニッケル−チタン合金中、追加の合金化元素は希土類元素よりも低い濃度を有する。

等原子比または等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金が超弾性挙動または形状記憶挙動を示すことは当技術分野において周知である。このような合金はニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）またはニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金と一般に呼ばれている。たとえば５１ａｔ．％のＮｉおよび４９ａｔ．％のＴｉを含むわずかにニッケルリッチのニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金は、医療機器において有用であることが知られており、これらは体温においてオーステナイトとなる。特に、５０．６〜５０．８ａｔ．％のＮｉおよび４９．２〜４９．４ａｔ．％のＴｉを含む合金は、医療グレードのニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金になると考えられている。

したがって、好ましい一実施形態によると本開示のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３４ａｔ．％のＴｉ、および約１５ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素（ＡＡＥ）が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３４ａｔ．％のＴｉ、約（１５−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦１４．９である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、０≦ｘ≦７．４である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の好ましい一実施形態によると、本開示のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３６．５ａｔ．％のＴｉ、および約１２．５ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素（ＡＡＥ）が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３６．５ａｔ．％のＴｉ、約（１２．５−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦１２．４である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、０≦ｘ≦６．２である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の好ましい一実施形態によると、本開示のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３９ａｔ．％のＴｉ、および約１０ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素（ＡＡＥ）が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、約５１ａｔ．％のＮｉ、約３９ａｔ．％のＴｉ、約（１０−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦９．９である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、および０≦ｘ≦４．９である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４１．５ａｔ．％のＴｉ、および約７．５ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４１．５ａｔ．％のＴｉ、約（７．５−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦７．４である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、０≦ｘ≦３．７である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４４ａｔ．％のＴｉ、および約５．０ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４４ａｔ．％のＴｉ、約（５．０−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦４．９である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、０≦ｘ≦２．４である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４６．５ａｔ．％のＴｉ、および約２．５ａｔ．％のＲＥを含む。１種類以上の追加の合金化元素が合金中に存在する別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は、約５１ａｔ．％のＮｉ、約４６．５ａｔ．％のＴｉ、約（２．５−ｘ）ａｔ．％のＲＥ、および約ｘａｔ．％のＡＡＥを含み、ここで０≦ｘ≦２．４である。好ましくは、希土類元素は合金中で三番目の位置にあり、０≦ｘ≦１．２である。これらの例によると、希土類元素はチタンと置換される。あるいは、希土類元素はニッケルと置換される場合もあり、ニッケルおよびチタンの両方と置換される場合もある。

別の一実施形態においては、本発明のニッケル−チタン合金は、約５０ａｔ．％のＮｉ、（５０−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥを含むことができ、ここで前述したようにｘは約１５以下であり、ｙは約１４．９以下である。別の一例においては、本発明のニッケル−チタン合金は、約５２ａｔ．％のＮｉ、（４８−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥを含むことができ、ｘおよびｙは前述の制限を有する。あるいは、本発明の合金は、約５３ａｔ．％のＮｉ、（４７−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥを含むことができる。本発明の合金が、約５４ａｔ．％のＮｉ、（４６−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥ、あるいは５５ａｔ．％のＮｉ、（４５−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥを含むことができることも想定される。別の一例においては、本発明の合金は、約５６ａｔ．％または５６ａｔ．％のＮｉ、（４４−ｙ−ｘ）ａｔ．％のＴｉ、ｙａｔ．％のＲＥ、およびｘａｔ．％のＡＡＥを含むことができる。好ましい一実施形態によると、ｙは（４−ｘ）であり、ｘは以下の表１に示す代表的な値を有する。
表１ 好ましい合金組成（ａｔ．％）

エルビウム（Ｅｒ）は好ましい希土類元素の１つである。Ｅｒは、希土類濃度が高まる場合に他の希土類元素よりも本発明のニッケル−チタン合金の亀裂または脆性が生じにくいと考えられている。クロム（Ｃｒ）は好ましい追加の合金化元素（ＡＡＥ）の１つである。クロム濃度を増加させると合金のオーステナイト相変態温度を体温付近に抑制するのに有効であると考えられており、後により詳細に説明する。ニッケルリッチ合金は変態温度を抑制したことも知られている。したがって、以下の表２には、ＥｒおよびＣｒを含むとともに、ニッケル濃度が増加していく数種類の好ましいＮｉ−Ｔｉ合金組成がまとめられている。
表２ ＥｒおよびＣｒを含む好ましい合金組成（ａｔ．％）

パラジウム（Ｐｄ）も合金のオーステナイト相変態温度を抑制するのに有用な場合があり、パラジウムは材料の放射線不透過性をさらに改善させる場合もある。したがって、Ｃｒの代わりにまたはＣｒに加えて、Ｐｄを合金化金属として含めることができる。鉄は本発明のニッケル−チタン合金の熱間加工性を改善することができるので、第４番目またはそれより高位の元素添加として合金組成物中に鉄（Ｆｅ）を含めることが有用となる場合もある。

たとえば、Ｃ、Ｈ、Ｎ、またはＯなどの少量（たとえば、数百ｐｐｍ）の非金属元素添加物が本発明のニッケル−チタン合金に存在することもできるが、非金属元素は、合金の組成を明記するために使用される合金化元素の合計には一般には含まれない。高数密度および／または大型の炭化物、酸化物、窒化物、または複合炭窒化物の粒子の形成を回避するため、好ましくは、Ｃ、Ｏ、およびＮの量は、米国材料試験協会（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｔｅｓｔｉｎｇ ａｎｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ）（ＡＳＴＭ）規格Ｆ２０６３に一致する。これによって、本発明のニッケル−チタン合金のより良い電解研磨表面およびより良い疲労寿命を得ることができる。合金の水素脆化を最小限にするために、Ｈは好ましくはＡＳＴＭ規格Ｆ２０６３に準拠して制御される。上述のＡＳＴＭ規格は参照として本明細書に援用される。

本発明のニッケル−チタン合金は、同合金の組成および加工履歴に依存する相構造を有する。希土類元素はニッケルおよび／またはチタンと固溶体を形成することができる。希土類元素は、１種類以上の二元金属間化合物相をニッケルおよび／またはチタンと形成することもできる。言い換えると、希土類元素は、特定の比率でニッケルと結合し、および／または特定の比率でチタンと結合することができる。理論によって束縛しようと望むものではないが、好ましい三元合金化添加物として記載される希土類元素の大部分は、チタンと置換され、ニッケルと１種類以上の金属間化合物相、たとえば、ＮｉＲＥ、Ｎｉ_２ＲＥ、Ｎｉ_３ＲＥ_２、またはＮｉ_３ＲＥ_７などを形成すると考えられる。しかし場合によっては、希土類元素は、ニッケルと置換し、チタンと結合して固溶体またはＴｉ_ｘＲＥ_ｙなどの化合物を形成することができる。組成および熱処理に依存して、本発明のニッケル−チタン合金は、ＮｉＴｉ、Ｎｉ_３Ｔｉ、および／またはＮｉＴｉ_２などのニッケルおよびチタンの１種類以上の他の金属間化合物相を含むこともできる。希土類添加物は、Ｎｉ_ｘＴｉ_ｙＲＥ_ｚなどのニッケル原子およびチタン原子の両方を有する三元金属間化合物相を形成することができる。種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金中の一部の代表的な相を以下の表３に示している。また、１種類以上の追加の合金化元素が本発明のニッケル−チタン合金中に存在する場合、それらの追加の合金化元素は、ニッケル、チタン、および／または希土類元素と金属間化合物相を形成することができる。
表３ Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金中の代表的な相

本発明のニッケル−チタン合金の相構造は、実験的方法および／または計算的方法によって求めることができる。たとえば、Ｘ線回折、中性子回折、および／または電子回折などの回折方法を使用することができる。あるいは、ＣＡＬＰＨＡＤ法（状態図の計算（ＣＡＬｃｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ＰＨＡｓｅ Ｄｉａｇｒａｍｓ））を使用することができる。ＣＡＬＰＨＡＤ法の実施は「多成分相平衡の熱力学モデリング」（Ｔｈｅｒｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｄｅｌｉｎｇ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｃｏｍｐｏｎｅｎｔ Ｐｈａｓｅ Ｅｑｕｉｌｉｂｒｉａ），ＪＯＭ４９，１２（１９９７）１４−１９において説明されており、これは参照として本明細書に援用される。ＣＡＬＰＨＡＤ法を実施するためにたとえばケムセージ（ＣｈｅｍＳａｇｅ）、ＭＴＤＡＴＡ、およびサーモ−カルク（Ｔｈｅｒｍｏ−Ｃａｌｃ）などの多数の市販のソフトウェアプログラムを使用することができる。たとえば、サーモ−カルク（Ｔｈｅｒｍｏ−Ｃａｌｃ）プログラムは、状態図を計算するために元素の既存の公開データおよび使用者によって提供されるデータを組み合わせて使用する。このプログラムは、ＮｉＴｉの一部の既存データを含み、一方、科学文献から得た希土類のデータおよび熱力学方程式を提供する必要が生じる場合もある。三元状態図は、これら２組の情報から構成することができる。この方法は、既知の相データを入力するステップ、未知の追加の相をプログラムに加えるステップ、および元素と相との間の相互作用を操作するステップを含む。これらの操作から得られた１組の式を、次に既知または予想される状態図の不変の点または特徴に適用することができ、プログラムは与えられたデータから図を計算し、フィットさせるために特定のパラメーターを最適化させる。

非経験的超構造計算（ａｂ ｉｎｉｔｉｏ ｓｕｐｅｒｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎ）を使用して、置換機構のエネルギー論、すなわち希土類元素がニッケルまたはチタンと置換されるかどうかを求めることができる。これらの計算から、エネルギー的に好ましい構成の機械的性質に対する希土類の置換の影響も求められる。対象となる合金のエネルギー論が求められると、半経験的な原子間ポテンシャルを、合金を表すための非経験的データおよび利用可能な実験データにフィットさせることができる。たとえば、これらのポテンシャルモデルは、たとえば、Ｍ_ｆ温度およびＡ_ｆ温度の指標となりうる温度および圧力（応力）に対する相安定性の依存性など、本発明のニッケル−チタン合金の動的挙動の予測および記述に使用することができる。

所望の合金組成の選択において、放射線不透過性、変態温度（Ｍ_ｆ、Ｍ_ｓ、Ｒ’_ｓ、Ｒ’_ｆ、Ｒ_ｓ、Ｒ_ｆ、Ａ_ｓ、Ａ_ｆ）、および機械的性質などの本発明のニッケル−チタン合金の種々の性質に対する希土類合金化元素の影響を考察することができる。

材料の放射線不透過性は、その実効原子番号（Ｚ_ｅｆｆ）および密度（ρ）、ならびに入射Ｘ線フォトンのエネルギー（Ｅ）に依存する線吸収係数μと関連がある：

線吸収係数μは、材料の密度ρに比例し、したがって量μ／ρは質量吸収係数と呼ばれる材料定数であり、ｃｍ^２ｇ^−１の単位で表される。

線吸収係数μは、数種類の希土類元素について計算し、比較のため白金についても計算した。結果を図２に示す。図３において、線吸収係数μは、白金の線吸収係数μ_Ｐｔに関して規格化して示されている。これらの図面は、希土類元素の吸収は約４０〜８０ｋｅＶのフォトンエネルギー範囲内でピークとなる傾向にあり、一部の希土類元素は、この領域内で白金の吸収を超えていることを示している。

後述するように、数種類のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金組成物についても線吸収係数を計算した。これらの計算は、ニッケル−チタン医療機器の放射線不透過性を改善するために希土類合金化添加物のポテンシャルを評価するためにシミュレートされたＸ線条件下で行った。

通常のＸ線診断法を行うために、Ｘ線源またはＸ線管を、患者に向かって配置し、少なくとも１つのフィルターをＸ線源と患者との間に配置することができる。診断用Ｘ線管は、通常は、食品医薬品局（Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ）（ＦＤＡ）規制に準拠した厚さ約２．５ｍｍの内蔵アルミニウムフィルターを有し、放出されるＸ線ビームをさらに濾過するために追加のフィルターを使用することができる。管電圧によって加速されて、Ｘ線管内のＷまたはＷ／Ｒｅアノードに衝突するときに、Ｘ線フォトンが発生することができる。通常、診断法の場合、管電圧は約５０ｋＶｐ〜約１５０ｋＶｐの範囲内である。この衝突によって発生したＸ線は、ベリリウム窓を通過し、Ｘ線源と患者との間に配置された１つ以上のフィルターを通過することができる。Ｘ線は、空気中を通過し患者の組織を通過するときに濾過または減衰作用も受ける。

Ｘ線管から放出されたＸ線ビームは単色ではなく、むしろある範囲のエネルギーにわたるフォトン分布を含む。図４Ａ〜図４Ｄを参照すると、Ｘ線フォトンは、管電圧に対応した最大エネルギーを有する。たとえば、７０ｋＶｐの管電圧においては（図４Ｂ参照）、Ｘ線ビームの最大エネルギーは７０ｋｅＶである。このＸ線ビームは最大フォトンエネルギーの約３分の１に相当するエネルギーでピーク強度（最大フォトン数）を有する。しかしこのピーク強度は、１つ以上のフィルターを使用することによって、より高いエネルギーにシフトさせることができる。Ｘ線ビームが体組織を通過することなどの他の減衰作用によっても、より高いエネルギーに最大強度がシフトする場合があり、これはビーム硬化と呼ばれることもある現象である。たとえば、図４Ｂに示されるように、Ｘ線源と患者との間に２．５ｍｍのアルミニウムフィルターに加えて０．２ｍｍの銅フィルターを含めることによって、Ｘ線ビームのピーク強度を約３５ｋｅＶから約４５ｋｅＶにシフトさせることができる。０．２ｍｍの銅フィルターを０．３ｍｍの銅フィルターと交換することによって、Ｘ線ビームのピーク強度を約５０ｋｅＶにシフトさせることができる。一般的に言えば、１つ以上のフィルターによって、フィルターを通過する放射線のピーク強度を５ｋｅＶ〜３０ｋｅＶの間でシフトさせることができる。

材料を透過するＸ線の強度Ｉ_ｘは、その入射強度Ｉ_０、材料の厚さｘ、および線吸収係数μと関係がある：

Ｉ_ｘ＝Ｉ_０ｅ^−μｘ

入射Ｘ線を実質的に透過する材料または組織は、Ｘ線画像中に容易に見ることができない。対照的に、放射線不透過性材料は特定のエネルギー範囲にわたって入射Ｘ線を吸収し、Ｘ線中で高コントラストおよび良好な視認性を示す傾向にある。材料の線吸収係数の大きさは、そのＸ線放射線を吸収する能力、すなわちその放射線不透過性の良好な指標となりうる。

オーストリアのウィーン（Ｗｉｅｎ，Ａｕｓｔｒｉａ）のウィーン大学（Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ ｏｆ Ｗｉｅｎ）の生物医学技術および物理研究所（Ｉｎｓｔｉｔｕｔ ｆ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｔｅｃｈｎｉｋ ｕｎｄ Ｐｈｙｓｉｋ）のロバート・ノボトニー（Ｒｏｂｅｒｔ Ｎｏｗｏｔｎｙ）によって開発されたＸＭｕＤａｔと呼ばれるソフトウェアプログラムを使用して数種類のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金組成物の線吸収係数を計算した。ＸＭｕＤａｔは、対象となる線量測定材料について種々のフォトン相互作用係数の提示および計算を行うためのコンピュータープログラムである。１ｋｅＶ〜５０ＭｅＶの範囲のフォトンエネルギーにおける質量減衰、質量エネルギー移動、および質量エネルギーの吸収係数のデータを利用することができる。計算のためにこのプログラムは、Ｊ Ｍ．ブーン（Ｂｏｏｎｅ），Ａ Ｅ．チャベス（Ｃｈａｖｅｚ）；Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ ２３，１２（１９９６）１９９７−２００５から集めたフォトン相互作用係数を使用する。

以下の表４にまとめたように、種々の診断用Ｘ線管電圧および濾過方式の影響を考慮した。種々の管電圧における濾過していないフォトンの未加工データは、ホルスト・アイヒンガー（Ｈｏｒｓｔ Ａｉｃｈｉｎｇｅｒ），ジョアキム・ディアカー（Ｊｏａｃｈｉｍ Ｄｉｅｒｋｅｒ），シグリッド・ジョイト−バーフス（Ｓｉｇｒｉｄ Ｊｏｉｔｅ−Ｂａｒｆｕｓｓ），およびマンフレッド・ゼーベル（Ｍａｎｆｒｅｄ Ｓａｅｂｅｌ），Ｘ線診断放射線医学における放射線照射および画像品質：物理的原理および臨床応用（Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｅｘｐｏｓｕｒｅ ａｎｄ Ｉｍａｇｅ Ｑｕａｌｉｔｙ ｉｎ Ｘ−Ｒａｙ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ：Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ），シュプリンガー（Ｓｐｒｉｎｇｅｒ）：ベルリン（Ｂｅｒｌｉｎ）より入手した。Ｗ／Ｒｅアノードから発生したＸ線ビームの多色性および種々のフィルターを使用したビーム減衰の役割も考慮した。
表４ 線吸収係数計算のパラメーター

計算の第１ステップとして、複合則方法（ｒｕｌｅ ｏｆ ｍｉｘｔｕｒｅｓ ａｐｐｒｏａｃｈ）を使用して種々の合金組成物について質量吸収係数Ａ_{ａｌｌｏｙ}を計算した：
Ａ_{ａｌｌｏｙ}＝ｐＡ_Ｎｉ＋ｑＡ_Ｔｉ＋ｒＡ_ＲＥ
上式中

変数Ａ_Ｎｉ、Ａ_Ｔｉ、およびＡ_ＲＥは、元素の質量吸収係数を表しており、これは各元素のμ／ρに等しい。変数Ｍ_Ｔｉ、Ｍ_Ｎｉ、およびＭ_ＲＥは、各元素の分子量を表し、ａ、ｂ、およびｃは、合金中の各元素の原子パーセント値である。原子パーセント値の概算において希土類元素がチタンと置換したと仮定した。この仮定は、周期表において希土類元素がニッケルよりもチタンに近いことに基づいて行った。Ｘ線診断法で対象となるエネルギー範囲においてはニッケルの放射線不透過性はチタンの放射線不透過性と同等であるので、この置換の詳細は、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金中の希土類元素の原子パーセント値ほどは重要ではないと考えられる。

特定の合金組成物に関する質量吸収係数Ａ_{ａｌｌｏｙ}を求めた後、Ａ_{ａｌｌｏｙ}と合金の密度ρ_{ａｌｌｏｙ}との積として線吸収係数μ_{ａｌｌｏｙ}を計算した。密度ρ_{ａｌｌｏｙ}は、前述と同じ複合則方法を使用して計算した。

次に、Ｘ線ビームの多色性を考慮するために、各合金組成物について累積線吸収係数
μ^c _alloy
を計算した。種々のＸ線管電圧および異なる濾過レベルにおけるＷ／ＲｅアノードのＸ線強度分布を使用して、フォトンの確率分布を計算した。前述のようにして求めたμ_{ａｌｌｏｙ}の値を特定のエネルギーにおけるそれぞれのフォトンの確率で乗じ、次にそれらの値を全エネルギースペクトルにわたって合計することによって、種々のＸ線管電圧および異なる濾過レベルにおける累積線吸収係数μ^c _alloyを求めた。得られた値のμ^c _alloyすなわち放射線不透過性を、種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金組成物について原子パーセント（ａｔ．％）、管電圧、および濾過方式に関して図５〜８にグラフの形態で示している。計算データは、比較のためＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔ、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄ、およびＮｉ−Ｔｉ−Ｗの合金についても示している。

本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金が二元ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金よりも改善された放射線不透過性を示すことが望ましい。したがって、種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金組成物に関して得られた累積線吸収係数μ^c _alloyを、二元ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）の累積線吸収係数μ^c _NiTi に対して規格化することによって、相対放射線不透過性の値Ｒ_ｒｅｌを求め、すなわち
とした。二元ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）のμ^c _NiTiの計算において５０．６ａｔ．％のＮｉのわずかにニッケルリッチの組成物を仮定した。この方法を使用すると、放射線不透過性を等原子比近傍の二元Ｎｉ−Ｔｉ合金の放射線不透過性と比較することができる。相対放射線不透過性値Ｒ_ｒｅｌを、種々のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金組成物について原子パーセント（ａｔ．％）、管電圧、および濾過方式（たとえば、フィルターなし、Ａｌフィルター、Ｃｕフィルター、または後述し図２０に示されるＣＤＲＨファントム）に関して図９〜１２にグラフの形態で示している。計算データは、比較のためＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔ、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄ、およびＮｉ−Ｔｉ−Ｗの合金についても示している。

図９〜図１２中に示される計算データを参照すると、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性が等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金よりも高いことが分かる。１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の累積吸収係数μ^c _alloy（放射線不透過性）は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約３．２倍の範囲の大きさである。このことは、たとえば、管電圧１２５ｋＶｐに対応する図１２に見られる。１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の累積吸収係数μ^c _alloy（放射線不透過性）は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約２．７倍の範囲の大きさであり、このことは、たとえば、管電圧８０ｋＶｐに対応する図１１Ａに示されている。１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の累積吸収係数μ^c _alloy（放射線不透過性）は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約２．５倍の範囲の大きさであり、このことは、たとえば、管電圧７０ｋＶｐに対応する図１０に示されている。

本発明のニッケル−チタン合金中に２種類以上の希土類元素および／または追加の合金化元素を使用することによって、放射線不透過性は、個別の合金化元素の放射線不透過性に合わせて累積的に増加しうる。

好ましくは、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内の放射線不透過性を有する（すなわち、相対放射線不透過性Ｒ_ｒｅｌが約１〜約８の範囲内である）。１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内となることもできる。別の実施形態によると、１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、または１５ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、その放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内となることができる。

より好ましくは、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約８倍の範囲内の放射線不透過性を有する（すなわち、相対放射線不透過性Ｒ_ｒｅｌが約１．２〜約８の範囲内である）。１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約８倍の範囲内となることもできる。別の実施形態によると、１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、または１５ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、その放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約８倍の範囲内となることができる。

さらにより好ましくは、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内の放射線不透過性を有する（すなわち、相対放射線不透過性Ｒ_ｒｅｌが約１．２〜約５の範囲内である）。１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内となることもできる。別の実施形態によると、１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、または１５ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内の放射線を本発明の合金に照射した場合、その放射線不透過性は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内となることができる。

前述のいずれかの範囲内のエネルギー（すなわち、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶ、１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、または１５ｋｅＶ〜６０ｋｅＶ）を有する放射線を本発明の合金に照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．５〜約５倍の範囲内となるとさらにより好都合となる場合もある。

好ましい一実施形態によると、３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内の放射線不透過性を有する。３５ｋｅＶ〜５５ｋｅＶ、または４０ｋｅＶ〜５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内となることも好ましい。

別の好ましい一実施形態によると、３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内の放射線不透過性を有する。３５ｋｅＶ〜５５ｋｅＶ、または４０ｋｅＶ〜５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内となることも好ましい。

図９〜図１２中に示される計算データを再び参照すると、フィルターの選択に依存するが、７０ｋＶｐ〜１２５ｋＶｐの範囲内の管電圧において、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性は、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄの放射線不透過性と同等以上である。図９〜図１２は、それぞれ４０ｋＶｐ、７０ｋＶｐ、８０ｋＶｐ、および１２５ｋＶｐの管電圧に対応している。たとえば図１１Ａを参照すると、２．５ｍｍのＡｌフィルターおよび０．３ｍｍのＣｕフィルターを使用した場合、７．５ａｔ．％のＮｄを含むニッケル−チタン合金は相対放射線不透過性Ｒ_ｒｅｌが約１．９であり、一方同じ条件下で７．５ａｔ．％のＰｄを含むニッケル−チタン合金は相対放射線不透過性Ｒ_ｒｅｌが約１．７である。好ましくは、６０ｋＶｐ〜１５０ｋＶｐの範囲内の管電圧において本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性は、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｄの放射線不透過性と同等以上である。

希土類合金化添加物の濃度が高くなると、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金の放射線不透過性が増加することも計算データから見ることができる。たとえば、再び図１１Ａを参照すると、各合金組成物の最大放射線不透過性（μ^c _relの最大値）は、計算において考慮されている最高希土類元素濃度（１５ａｔ．％）において実現されている。

本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性に対する希土類元素の影響を考慮することに加えて、合金の超弾性および機械的性質に対する影響を考慮することも望ましい。高濃度の希土類元素において実現される改善された放射線不透過性は、好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金の超弾性および機械的性質に対する高濃度の合金化元素の影響と均衡することができる。

好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は超弾性挙動または形状記憶挙動を示す。すなわち、本発明のニッケル−チタン合金は、可逆的な相変態が進行し、元の形状または形態を「記憶し」、元の形状または形態に戻ることができる。本発明のニッケル−チタン合金は、低温相（マルテンサイト）と高温相（オーステナイト）との間で変態する。オーステナイトは特徴的に強い相であり、マルテンサイトは最大約８％の回復性ひずみで変形することができる。形状を変化させるために合金中のマルテンサイト相中に生じたひずみは、オーステナイトへの逆相変態が完了することによって実質的に回復することができ、それによって合金は元の形状に戻ることができる。このひずみ回復は、応力の適用および除去（超弾性効果）および／または温度変化（形状記憶効果）によって促進させることができる。

図１３の応力−ひずみ図は、合金のオーステナイト仕上温度（Ａ_ｆ）よりも高温における代表的なニッケル−チタン合金の超弾性効果を示している。応力σ_ａを適用すると、第１の形態の合金は、応力によって誘起されてマルテンサイトが形成される結果、オーステナイトからマルテンサイトへの変態を開始する。合金のマルテンサイト相は、ほぼ一定の応力において数パーセントのひずみを吸収することができる。この例では８％のひずみに相当する応力σ_ｂにおいて、マルテンサイト変態が完了し、合金は第２の形態まで変形している。応力を開放すると、マルテンサイトオーステナイトに戻る変態を開始し、合金はσ_ｃの低いプラトー応力においてひずみを回復する。したがって、本発明のニッケル−チタン合金は第１の形態に戻る。

図１４は、代表的なニッケル−チタン形状記憶合金の典型的な変態温度曲線を示しており、ｙ軸は合金中のマルテンサイト量を表し、ｘ軸は温度を表している。Ａ_ｆ以上の温度では、本発明のニッケル−チタン合金は完全にオーステナイト構造を有する。矢印に従って、合金を温度Ｍ_ｓまで冷却することができ、この温度でマルテンサイト相への変態が開始する。図１４に示されるように、さらに冷却すると材料中のマルテンサイトのパーセント値が増加し、最終的には、温度Ｍ_ｆにおいて完全にマルテンサイト構造になる。

ここで図１５も参照すると、代表的なニッケル−チタン形状記憶合金のひずみ対温度が示されており、温度Ｍ_ｆにおいて実現される完全なマルテンサイト構造は、第１の形態から第２の形態にひずむことができる（応力記号σによって表されている）。この合金は数パーセントの回復性ひずみ（この例では８％）を吸収することができる。逆方向に相変態させてひずみを回復するために、合金の温度を上昇させる。再び矢印に従って、本発明のニッケル−チタン合金を温度Ａ_ｓまで温めることができ、この温度において合金はオーステナイト相への変態を開始する。さらに加熱すると、オーステナイトへの変態が進行し、合金は徐々に第１の形態を回復する。最終的にはＡ_ｆ以上の温度において、材料はオーステナイト相に戻る変態を完了し（０％のマルテンサイト）、８％のひずみを完全に回復する。

一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、高温のオーステナイト相および低温のマルテンサイト相に加えて中間温度のＲ相を含む場合がある。言い換えると、オーステナイトから冷却するとマルテンサイトの前にＲ相が表れることができる。同様に、マルテンサイトから加熱するとオーステナイトの前にＲ相が表れることができる。本発明のニッケル−チタン合金がＲ相を含むかどうかは、合金の組成および加工履歴に依存する。

本開示の目的では、変形応力を除去すると、実質的な量の回復性ひずみ（すなわち、少なくとも約０．５％の弾性ひずみ）が得られるニッケル−チタン合金を超弾性合金と呼ぶ場合があり、この挙動がマルテンサイトとオーステナイトとの間の相変態によって促進されるかどうかは無関係である。たとえば、約０．７５％の回復性ひずみは、オーステナイトとＲ相との間の応力および／または温度によって誘起される相変態によって得ることができる（ニチノール合金の使用（Ｕｓｉｎｇ Ｎｉｔｉｎｏｌ Ａｌｌｏｙｓ），ジョンソン・マッセイ（Ｊｏｈｎｓｏｎ Ｍａｔｈｅｙ），カリフォルニア州サンノゼ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ，ＣＡ）（２００４）ｐ．１７）。冷間加工されたマルテンサイト系ニッケル−チタン合金は、オーステナイトに相変態することなく、数パーセント（たとえば３〜４％）の回復性ひずみを得ることができるも知られている（デュリグ（Ｄｕｅｒｉｇ），Ｔ．Ｗ．ら，冷間加工したＮｉ−Ｔｉの線形超弾性、形状記憶合金の工学的見地（Ｌｉｎｅａｒ Ｓｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ ｉｎ Ｃｏｌｄ−Ｗｏｒｋｅｄ Ｎｉ−Ｔｉ， Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ａｓｐｅｃｔｓ ｏｆ Ｓｈａｐｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ａｌｌｏｙｓ），バターワース−ハイネマン・リミテッド（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ−Ｈｅｉｎｅｍａｎｎ Ｌｔｄ．），ロンドン（Ｌｏｎｄｏｎ）（１９９０）ｐｐ．４１４−４１９）。好ましくは、本開示のニッケル−チタン合金は、約０．５％〜約１０％の範囲内の回復性ひずみが得られる。より好ましくは、該回復性ひずみは約２％〜約１０％の範囲内である。さらにより好ましくは、該回復性ひずみは約３％〜約１０％の範囲内である。最も好ましくは、該回復性ひずみは約５％〜約１０％の範囲内である。

好ましくは、本発明の医療機器は、本明細書に説明するニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。この構成要素は、全体または一部が本発明のニッケル−チタン合金のワイヤー、管材料、リボン、ボタン、バー、円板、シート、箔、あるいは別の鋳造または加工された形状から形成されてよい。一実施形態によると、構成要素は、構造の１つ以上の部分が本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成され、構造の１つ以上の部分が異なる材料から形成される複合構造を有する。たとえば、構成要素は、層、被覆、フィラメント、ストランド、ケーブル、粒子、繊維、および／または相などの別個の構成成分を含むことができ、１つ以上の構成成分が本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成され、１つ以上が異なる材料から形成される。この異なる材料は、一実施形態においては等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金であってよく、あるいはＡｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｔｃ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される１種類以上の元素を含む材料であってもよい。このような複合構造により、モノリシック構成要素よりも改善された放射線不透過性および最適化された超弾性および／または機械的性質を有する構成要素を得ることができる。

本明細書に記載のニッケル−チタン合金を含む構成要素は、少なくとも１つのワイヤーを含むことができる。このワイヤーは、たとえば、コア層とコア層のまわりに配置された１つ以上の外層とを含む複合構造を有することができる。好ましくは、この１つ以上の層がＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金から形成される。１つ以上の層が異なる材料から形成されてもよい。この異なる材料は、二元ニッケル−チタン合金、または前述の１種類以上の元素を含む材料であってもよい。図１６に示す実施形態によると、ワイヤー１６００は、本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金でできたコア層１６１０、および等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金でできた外層１６２０を含むことができる。あるいは、コア層１６１０は等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金からできていてよく、外層１６２０は本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金からできていてよい。ワイヤー１６００は、たとえば、複数の同軸層を含むプリフォームの引き抜きまたは押出加工により複合構造を形成することによって形成することができる。あるいは、ワイヤー１６００は、めっきまたは別の堆積技術によってコア層の上に１つ以上の層をコーティングすることによって形成することができる。

一実施形態によると構成要素は２、３、４、５、６、またはそれを超える数のワイヤーを含むことができ、各ワイヤーは一部または全体が本開示のニッケル−チタン合金でできている。１つ以上のワイヤーの全体または一部が等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金または放射線不透過性金属などの異なる材料でできていてよいことも考慮される。たとえば、図１７Ａおよび図１７Ｂを参照すると、構成要素は、ねじれた形態１７１０の複数のワイヤーストランド１７００（たとえば、ケーブル）または編まれた形態１７２０の複数のワイヤーストランド１７００を含むことができ、１つ以上のストランドは本発明のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金からできており、１つ以上のストランドは等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金からできている。

別の一実施形態によると、構成要素は、管、すなわち、医療機器業界で一般的な専門用語を使用すると「カニューレ」を含む。該カニューレは複合構造を有することができる。一実施形態によると、該カニューレは、多層管から形成することができる。たとえば図１８を参照すると、カニューレ１８００は、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥの１つ以上の同軸層１８１０、および二元ニッケル−チタン合金または放射線不透過性金属などの別の材料の１つ以上の同軸層１８２０、１８３０を含むことができる。多層管は、同軸管材料の引き抜きまたは押出成形によって形成することができる。あるいは、多層管は、管に成形されたクラッドシートから作製することもできる。

別の一実施形態によると、構成要素は、リボン、ボタン、バー、リベット、球、円板、シート、または箔などの別の鋳造または加工された形状を含む。

前述の構成要素は、たとえば、ステント、ステントグラフト、ワイヤーガイド、放射線不透過性マーカーまたはマーカーバンド、トルク伝達可能なカテーテル、イントロデューサシース、矯正用アーチワイヤーなどの挿入可能または埋め込み可能な医療機器、あるいは捕捉器具、スネア、バスケット（たとえば、結石抽出または手技用バスケット）、血管プラグ（ｖａｓｃｕｌａｒ ｐｌｕｇ）、または塞栓防止フィルターなどの手技用機器、回収機器、または閉鎖機器の一部として個別にまたは組み合わせて使用することができる。

一実施形態によると、本発明の機器はステントである。ステントのすべてまたは一部が本発明のニッケル−チタン合金でできていてよい。本発明のステントは、ステントに取り付けられた移植材料をさらに含むことができる。好ましくは、本発明のステントは自己拡張型ステントである。しかし、本開示のＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金からはバルーン拡張型ステントも有益となりうる。本発明のステントは、当技術分野において周知の技術を使用して、１つ以上のワイヤーから形成したり、管（カニューレ）から切断（たとえばレーザー切断）したりすることができる。カニューレは前述のような複合構造を有することができる。図１９に示される別の一実施形態によると、ステント１９００は、１つ以上のワイヤーを含むワイヤー構造を有することができる。ワイヤー構造の一部がＮｉ−Ｔｉ−ＲＥから形成されていてよく、ワイヤー構造の一部が二元ニッケル−チタン合金などの異なる材料で形成されていてよい。このようなステントの１つ以上のワイヤーは、前述のように形成することができる。ステントは、たとえばパクリタキセルなどの薬物を含む治療用表面コーティングをさらに含むことができる。該治療用表面コーティングは、たとえば治療部位の再狭窄および無機物の沈着の防止に有用となりうる。

別の一実施形態によると、本発明の機器は、高いＸ線コントラストが得られる放射線不透過性のマーカーまたはマーカーバンド（「マーカー」）である。このような放射線不透過性マーカーは、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥと二元ニッケル−チタンとの間の類似性のため、別の材料（たとえば、ＰｔまたはＡｕ）から形成された放射線不透過性マーカーよりもニッケル−チタン医療機器に容易に結合することができる。さらに、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ放射線不透過性マーカーは、ニッケル−チタンを主成分とする機器とともに使用される場合に、他の材料よりも電解腐食に対する抵抗性が優れている場合がある。一実施形態によると、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ放射線不透過性マーカーの超弾性によって、カテーテル、ステント、ワイヤーガイド、または別の医療機器にマーカーを取り付けやすくなる場合がある。該マーカーの該機器への固定を促進するために、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金のＡ_ｆに対応する温度以上で完全に膨張または収縮するようにマーカーを設計することができる。たとえば、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥマーカーバンドが収縮することで、カテーテルの周囲に取り付けることができ、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥマーカーが膨張することで、ステントのアイレット内に固定することもできる。Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ放射線不透過性マーカーは、スエージ加工などの当技術分野において周知の機械加工技術によって形成することができ、マーカーバンドは、薄肉Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ管から切り取ることができる。

本開示による患者体内の医療器の画像化方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含むニッケル−チタン合金からできた少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を患者体内の部位に送達するステップを含む。この希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。

次に患者に、好ましくは１５ｋｅＶ〜１２５ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線が照射されて、医療機器が画像化される。より好ましくは、画像化のエネルギーは、１５ｋｅＶ〜８０ｋｅＶの範囲内である。さらにより好ましくは、画像化のエネルギーは、１５ｋｅＶ〜７０ｋｅＶ、または１５ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内である。放射線が３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有することも好ましい。より好ましくは、この放射線は３５ｋｅＶ〜５５ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。さらにより好ましくは、この放射線は４０ｋｅＶ〜５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。

患者に放射線を照射するために、患者を、Ｘ線源に対して配置し、少なくとも１つのフィルターをＸ線源と患者との間に配置することができる。このフィルターは、たとえばアルミニウムフィルター（たとえば、２．５ｍｍのアルミニウムフィルター）および／または銅フィルター（たとえば、０．１ｍｍの銅フィルター、０．２ｍｍの銅フィルター、または０．３ｍｍの銅フィルター）であってよい。Ｘ線源は、好ましくは６０ｋＶｐ〜１５０ｋＶｐの範囲内の電圧（「管電圧」）で動作する。

本開示による医療機器の使用方法は、本発明のニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器を提供するステップを含む。この医療機器（たとえばステント、ステントグラフト、回収機器、または塞栓防止フィルター）は、本発明の方法の一態様による送達システム内に搭載することができる。次に該医療機器は患者体内に挿入され、次に、患者体内の治療部位に送達することができる。治療部位に位置した後、機器を配備することができる。超弾性効果および／または形状記憶効果を使用して医療機器の送達および配備を行うことができる。

超弾性効果が送達および配備のために利用される好ましい一実施形態によると、束縛部材によって、機器を送達形態に維持することができる。たとえば、自己拡張型ステントは通常、ステントの上に重なる管状デリバリーシースによって、血管内に送達するための圧縮された直径に維持される。束縛部材（たとえば、デリバリーシース）が取り外されて応力が開放されると、マルテンサイトがオーステナイトに変態し、医療機器はその配備形態に到達（回復）することができる。たとえば、自己拡張型ステントは、圧縮された直径から拡張した直径まで拡張して、血管壁に接触することができる。本発明の合金の放射線不透過性は、送達および配備中に身体経路内の所望の位置に該機器を位置決めするのに役立つ。

この実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、人間の体温（３７℃）以下のオーステナイト仕上温度（Ａ_ｆ）を有し、そのため束縛部材の除去が、オーステナイト相への変態を誘起するのに十分となる。好ましくは、Ａ_ｆは、約−１５℃〜約３７℃の範囲内とすることができる。さらにより好ましくは、Ａ_ｆは約−１５℃〜約２０℃の範囲内とすることができる。一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金のオーステナイト開始温度（Ａ_ｓ）は好ましくは約−２５℃〜約２０℃の範囲内である。

あるいは、形状記憶効果を利用して、本発明のニッケル−チタン合金を含む医療機器の送達および配備を行うことができる。言い換えると、適用される（除去される）応力の代わりに温度変化によって、マルテンサイトからオーステナイトへの変態を制御することができる。たとえば、上記の例のステントは、デリバリーシースを引っ込める代わりに加熱することによって配備することができる。この実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は体温（３７℃）以下のオーステナイト仕上温度（Ａ_ｆ）を有する。該機器を体内に送達する前および送達中に、医療機器はＡ_ｆ未満、好ましくはＡ_ｓ未満の温度に維持され、それによって本発明のニッケル−チタン合金のマルテンサイト構造が維持される。体温付近まで温められると、機器はオーステナイト構造に変態し、それによって配備される。マルテンサイト構造が早期にオーステナイトに変態するのを防止するために、送達中に機器を冷却することが望ましい。機器が体内を進むときには、機器または機器の送達システムに冷たい流体をフラッシングすることなどによって、Ａ_ｓ未満の温度に機器を維持する必要がある。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金のＡ_ｆ値は少なくとも約２７℃であるが、Ａ_ｆが約２７℃未満となることも可能である。さらにより好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、Ａ_ｆ値が少なくとも約３２℃である。Ａ_ｆが約３７℃以下であることも好ましい。

形状記憶効果を利用する別の例においては、本発明のニッケル−チタン合金のＡ_ｆは体温（３７℃）よりも高いが、隣接組織を損傷しうる温度よりは低い。好ましくは、Ａ_ｆは少なくとも約３８℃である。Ａ_ｆが約５８℃以下であることも好ましい。より好ましくは、Ａ_ｆは約５０℃以下である。この実施形態によると、マルテンサイト構造を維持するために冷却または束縛部材を必要とせずに、医療機器は治療部位まで体内を進められる。該機器が治療部位の適所に来ると、機器はＡ_ｆ以上の温度に温められ、それによってマルテンサイトからオーステナイトに変態し、機器は配備形態に配備される。この加熱は、医療機器に、または該機器の送達システムに温かい流体をフラッシングすることによって行うことができる。配備形態が得られると、加熱を中止し、機器は身体経路内に配備形態で残存する。医療機器が経路内の適所にあるときに、本発明のニッケル−チタン合金のオーステナイトの構造を維持するために、本発明のニッケル−チタン合金は、Ｍ_ｆ、好ましくはＭ_ｓが体温未満となるように選択されるべきである。オーステナイトはマルテンサイトよりも強いので、医療機器が配備されるときに、ニッケル−チタン合金のオーステナイト相が維持されることが好ましい。マルテンサイト仕上温度（Ｍ_ｆ）およびマルテンサイト開始温度（Ｍ_ｓ）が体温未満でない場合は、マルテンサイトへの望ましくない相変態を防止するために配備中に機器を連続的に加熱する必要が生じることがある。

本発明のニッケル−チタン合金の変態温度は、該合金の組成および工程を制御することによって希望通りに調整することができる。変態温度は、ニッケル対チタン比の小さな変化、ならびに希土類または他の合金化元素の存在に敏感である。たとえば、ニッケル原子対チタン原子が正確に１対１の比率である化学量論ＮｉＴｉ合金のＡ_ｆは一般に１００℃を超えるが、過剰のニッケル（たとえば、約５０．６〜約５０．８ａｔ．％のＮｉ）を含むわずかに化学量論からはずれた合金のＡ_ｆは一般に約０℃である。従って、合金中のニッケル対チタンの比率を増加させることは、Ａ_ｆを所望のレベルまで低下させる手段となる。

希土類または他の合金化元素の存在によっても、変態温度を上昇または低下させたり、あるいは温度ヒステリシスの大きさを変化させたりすることができる。希土類合金化元素の適切な濃度、種類、および／または組み合わせを選択することによって、Ａ_ｆおよびその他の変態温度を所望の温度範囲内で微調整することができる。さらに、１種類以上の追加の合金化元素を１種類以上の希土類合金化元素とともに含めることによって所望の変態温度を得ることができる。たとえば、クロム、パラジウム、コバルト、および／または鉄の添加はＡ_ｆの低下に有効となりうる。バナジウムおよび／またはコバルトの添加はＭ_ｓの低下に有効となりうる。銅は、Ｒ相をなくすために有用である。

実際には、当技術分野において周知である示差走査熱量測定（ＤＳＣ）技術を使用して、本発明のニッケル−チタン合金中に存在する相の相変態温度を求めることができる。ＤＳＣ測定は、「熱分析によるニッケル−チタン合金の変態温度の標準試験方法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｏｆ Ｎｉｃｋｅｌ−Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ａｌｌｏｙｓ ｂｙ Ｔｈｅｒｍａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓ）と題される米国材料試験協会（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｔｅｓｔｉｎｇ ａｎｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ）（ＡＳＴＭ）規格Ｆ２００４−０５に準拠して行うことができ、これは参照として本明細書に援用される。あるいは、定荷重膨張計測（ｃｏｎｓｔａｎｔ ｌｏａｄ ｄｉｌａｔｏｍｅｔｒｙ）ならびに曲げおよび自由回復として知られる方法を使用して変態温度を求めることができる。曲げおよび自由回復試験は、「曲げおよび自由回復によるニッケル−チタン形状記憶合金の変態温度を測定するための標準試験方法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ ｏｆ Ｎｉｃｋｅｌ−Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｓｈａｐｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ａｌｌｏｙｓ ｂｙ Ｂｅｎｄ ａｎｄ Ｆｒｅｅ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）と題されるＡＳＴＭ規格Ｆ２０８２−０３に準拠して行うことができ、これは参照として本明細書に援用される。金属および合金の相変態温度を求めるための電気抵抗率測定も当技術分野において周知である。このような測定は、対象となる合金の加熱および冷却を行いながら、４プローブ定電流技術などを使用して電圧を記録することによって行うことができる。電気抵抗率測定を使用することによって、本発明のニッケル−チタン合金において発生する相変態を、適用される応力および温度の関数として特徴付けることが可能となる。

好ましい一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は生体適合性である。患者体内に導入されると、生体適合性の材料または機器は、大多数の患者で有害な反応または応答を引き起こさない。本発明のニッケル−チタン合金の生体適合性は、「材料および機器の一般的な生物学的試験を選択するための標準的手法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｎｇ Ｇｅｎｅｒｉｃ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ）と題される米国材料試験協会（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ｔｅｓｔｉｎｇ ａｎｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ）（ＡＳＴＭ）規格Ｆ７４８−０４、「医療機器用材料の直接接触細胞培養評価の標準的手法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｉｒｅｃｔ Ｃｏｎｔａｃｔ Ｃｅｌｌ Ｃｕｌｔｕｒｅ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｆｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ）と題されるＦ８１３−０１、および／または「細胞毒性の寒天拡散細胞培養スクリーニングのための標準試験方法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ａｇａｒ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｃｅｌｌ Ｃｕｌｔｕｒｅ Ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ ｆｏｒ Ｃｙｔｏｔｏｘｉｃｉｔｙ）と題されるＦ８９５−８４に準拠して評価することができる。さらに、国際標準化機構（Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ Ｏｒｇａｎｉｚａｔｉｏｎ）（ＩＳＯ）規格番号１０９９３、および／または米国薬局方（Ｕ．Ｓ．Ｐｈａｒｍａｃｏｐｅｉａ）（ＵＳＰ）２３、および／または「国際規格ＩＳＯ−１０９９３の使用、医療機器の生物学的評価パート１：評価および試験」（Ｕｓｅ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔａｎｄａｒｄ ＩＳＯ−１０９９３，Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ Ｐａｒｔ−１：Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｔｅｓｔｉｎｇ）と題される米国食品医薬品局（Ｕ．Ｓ．Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ）（ＦＤＡ）ブルー・ブック・メモランダム（ｂｌｕｅ ｂｏｏｋ ｍｅｍｏｒａｎｄｕｍ）第Ｇ９５−１号が、本発明のニッケル−チタン合金および／またはその合金を含む医療機器の生体適合性の評価において有用となりうる。上記規格は、細胞毒性、感染力、発熱性、刺激可能性、反応性、溶血活性、発癌性、および／または免疫原性を評価するために計画された手法および方法が記載されており、これらは参照として本明細書に援用される。生体適合性は体組織の接触の種類および接触時間の関数となるため、試験に必要な量は一般に用途に依存する。たとえば、短期間接触するバスケットにおける生体適合性試験の要求は、永久的に埋め込まれるステントにおける要求とは実質的に異なる。

本開示のニッケル−チタン合金およびその合金を含む医療機器を製造するために、所望の量の合金化元素を含む溶融物が形成され、次に固体（たとえばインゴット）となるまで冷却される。たとえば、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを溶融物に加えることができる。最高約１４．９ａｔ．％の追加の合金元素を溶融物に含めることもできる。好ましくは高純度原材料（たとえば、Ｔｉ＞９９．７重量％の純度およびＮｉ＞９９．９９重量％の純度）が不活性ガス雰囲気または真空雰囲気中で溶融される。

限定するものではないが、真空誘導溶解（ＶＩＭ）、真空消耗電極式アーク溶解（ＶＡＲ）、および電子ビーム溶解などの当技術分野において周知の溶融方法を使用して溶融物を形成することができる。インゴット中で十分な微細構造均一性を得るために、再溶融することが一般に望ましい。たとえば、連続的ＶＡＲプロセスまたはＶＩＭ／ＶＡＲ二重溶解プロセスを使用することができる。

インゴットは次に、たとえば、押出成形、熱間圧延、または鍛造によって第１の形状（たとえば、バー、ロッド、中空管、または板）に熱間加工することができる。熱間加工は一般に、インゴットの鋳造構造を精錬し機械的性質を改善するために使用される。熱間加工は一般に約７００℃〜約９５０℃の範囲内の温度で行われ、複数の熱間加工および再加熱のサイクルを必要とする場合がある。再加熱は、たとえば８時間の周期で行うことができる。好ましくは、鋳造時の樹枝状微細構造を均一化するために、インゴットは熱間加工中に約９０％の最小変形が行われる。熱間加工の前に、高温で特定の時間インゴットを均熱した後、急冷することを含む固溶化熱処理を行うと好都合な場合がある。この固溶化熱処理は、合金の微細構造の均一化を促進することができ、たとえば約８５０℃〜約１１５０℃の範囲内の温度で行うことができる。好ましくは、固溶化熱処理は約１０００℃〜約１１５０℃の範囲内の温度で行われる。

第１の形状（たとえば、バー、ロッド、管、または板）は次に、たとえば低温延伸または冷間圧延によって構成要素に冷間加工することができる。冷間加工は、一般的には数回のパスが約６００℃〜約８００℃の範囲内の温度におけるパス間焼きなまし処理と併用される。パス間焼きなまし処理によって、３０〜４０％の変形が一般的には付与される冷間加工のパス間で、オーステナイト結晶粒の再結晶および成長によって材料が軟化する。ワイヤーの形成に低温延伸が使用される場合、延伸応力を軽減するために、たとえば、多結晶ダイヤモンドダイスを二硫化モリブデンまたはその他の好適な潤滑剤とともに使用することができる。

たとえば、ドリリング、円筒芯なし研削、またはレーザー切断などの機械加工作業を構成要素の製造に使用することもできる。ワイヤーの編組または巻き取りなどの他の作業を行うこともできる。

所望の最終形状の「記憶」を付与し、構成要素の形状記憶／超弾性および機械的性質を最適化するために、熱処理が使用される。熱処理の回数、時間、および温度によって変態温度を変えることができる。一般的には、最終形状の設定、形状記憶／超弾性および機械的性質の最適化のために、３５０℃〜５５０℃の熱処理温度が適切となる。好ましくは、熱処理では、約３５０℃〜約５５０℃の範囲内の温度で最終形状に束縛しながら構成要素の焼きなましが行われる。より好ましくは、４５０℃〜５５０℃の範囲内の熱処理温度または焼きなまし温度が適切である。たとえば、過剰のニッケル原子を有する（たとえば、約５０．６〜約５０．８ａｔ．％のＮｉ）合金の場合、上記の熱処理によって、ニッケルリッチの析出物が形成されることがあり、それによってマトリックスのニッケル含有率が低下し、変態温度が上昇しうる。これらの析出物は、本発明のニッケル−チタン合金の引張強度を改善することもできる。これらのニッケルリッチ粒子の析出は、オーステナイトからの熱弾性型マルテンサイト相変態を実現するために望ましい場合がある。

好ましい一実施形態によると、本開示のニッケル−チタン合金は少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有する。当業者には周知のように、材料の極限引張強度（または引張強度）は、破壊されずに張力下にある材料によって維持することができる最大工学応力に対応する。工学応力は、Ｆ／Ａ_０と定義され、式中、Ｆは張力を表し、Ａ_０は、力を加える前の試験体の元の断面積を表す。合金の引張試験は、米国材料試験協会（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｔｅｓｔｉｎｇ ａｎｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ）（ＡＳＴＭ）規格Ｆ２０６３、「医療機器および外科用移植材料用の鍛造ニッケル−チタン形状記憶合金の標準規格」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｓｐｅｃｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｗｒｏｕｇｈｔ Ｎｉｃｋｅｌ−Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｓｈａｐｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ａｌｌｏｙｓ ｆｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｉｍｐｌａｎｔｓ）および／またはＦ２５１６「ニッケル−チタン超弾性材料の引張試験のための標準試験方法」（Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｔｅｎｓｉｏｎ Ｔｅｓｔｉｎｇ ｏｆ Ｎｉｃｋｅｌ−Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｓｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ）に準拠して行われ、これらの規格は参照することにによって本明細書に援用される。

二方向形状記憶効果が望ましいニッケル−チタン合金の場合には、より低温でのさらなる「トレーニング（ｔｒａｉｎｉｎｇ）」を行って第２の形状を設定することができる。

実施例１
真空誘導溶解（ＶＩＭ）を使用して数種類の希土類ドープニッケル−チタン合金のインゴットを作製した。具体的には、それぞれ７．５ａｔ．％の希土類元素を含有するＮｉ−Ｔｉ−Ｅｒ、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｌａ、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｇｄ、およびＮｉ−Ｔｉ−Ｎｄを溶解させた。比較のため、Ｎｉ−Ｔｉ−７．５ａｔ．％Ｐｔインゴットおよび二元ニッケル−チタン合金もＶＩＭによって作製した。直径５．７２センチメートル（２．２５インチ）および高さ７．６２センチメートル（３インチ）のインゴットを圧延して板を形成した。それぞれのＮｉ−Ｔｉ−Ｘ板は、圧延の結果としていくつかの樹枝状晶間亀裂が示されたが、Ｅｒドープニッケル−チタン合金が最も圧延に耐えられるように思われた。圧延した板は、８５０℃で２４時間均熱した後、高さが２．５４ｃｍ（１インチ）をわずかに超える大きさまで熱間加工した。各試験体の組成を重量パーセントの単位で表５に示している。炭素、酸素、および窒素の不純物の濃度も百万分率（ｐｐｍ）の単位で示している。
表５ Ｎｉ−ＴｉおよびＮｉ−Ｔｉ−Ｘ（Ｘ＝Ｅｒ、Ｌａ、Ｇｄ、Ｎｄ、またはＰｔ）の試験体の組成データ

圧延前に、従来のブリネル（Ｂｒｉｎｅｌｌ）硬度試験用の試料を作製するために鋳造された状態の試験体の表面を研磨した。このような試験は、試験体表面に既知の荷重下で指定の直径の球状圧子を押し込み、試験後にくぼみの直径（ｄ）を測定することを含む。次に、ブリネル（Ｂｒｉｎｅｌｌ）硬度数（ＢＨＮ）は、キログラムの単位の使用した荷重を、平方ミリメートルの単位のくぼみの実効表面積で割ることによって求めることができる。鋳造し研磨した試験体の硬度試験から得られたブリネル（Ｂｒｉｎｅｌｌ）硬度数（ＢＨＮ）を以下の表６に示す。直径１．６８ｍｍの鋼球を、３０ｋｇの力を使用し１０秒の停止時間で各試験体の表面に押し込んだ。各試料で４つのくぼみを形成し、各くぼみについて直径を２回測定した（ｄ_１、ｄ_２）。塑性変形に対して高い抵抗性を示す（すなわち、硬度の増加を示す）試験体からは高い平均ＢＨＮ数が得られ、より軟質の試験体からは低い平均ＢＨＮ数が得られる。表６に示されるように、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ試験体は二元Ｎｉ−Ｔｉ試験体よりも低い硬度を示した。Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｔ試料は、二元Ｎｉ−Ｔｉ試験体よりも高い硬度を示した。
表６ 鋳造し研磨した試験体のブリネル（Ｂｒｉｎｅｌｌ）硬度データ

エネルギー分散Ｘ線分光器（ＥＤＳ）を取り付けた走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を使用して、熱間加工した試験体の微細構造を調べた。ＳＥＭによって合金の領域を高倍率で観察することができ、ＥＤＳによって局所的な化学情報が得られた。これらを併用すると、これらの用具によって、希土類元素がＮｉ−Ｔｉ−ＲＥ試験体の結晶粒界に分離する傾向にあることが示された。合金の微細構造は、樹枝状形態を示し、酸化物および炭化物の析出物を含んだ。組成の不均一性によって、人間の体温付近での形状記憶相変態が阻害されうると考えられる。実際、−１５０℃〜８０℃の範囲の温度にわたって試験体の加熱および冷却を行うことで実施したＤＳＣ実験では、相変態が起こらないことが分かった。したがって、本発明者らは、８５０℃を超える温度（たとえば、１０００℃〜１１５０℃）でより長い時間（たとえば、２〜３日）の均一化熱処理が、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥインゴットの組成の均一性を改善し、体温付近での形状記憶挙動に適した相構造を得るために好都合となりうると考えている。

ピッカー・クリニクス（Ｐｉｃｋｅｒ Ｃｌｉｎｉｘ）ＲＦ蛍光透視装置、および食品医薬品局（Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ）（ＦＤＡ）の医療機器・放射線保健センター（Ｃｅｎｔｅｒ ｆｏｒ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｒａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｈｅａｔｈ）（ＣＤＲＨ）によって開発されたファントムを使用して、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金およびＮｉ−Ｔｉ−Ｐｔの２つのＸ線コントラストを二元ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金のＸ線コントラストと比較する実験を行った。このファントムを使用して、一般的な成人の下腹部を通過するＸ線の減衰をシミュレートした。特に、体重７４．９キログラム（約１６５ポンド）および前後方向厚さ２３ｃｍの１７３センチメートル（５フィート８インチ）の成人の上部消化管を表現するためにファントムを設計した。主としてポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）およびアルミニウムで構成されるファントムの寸法を図２０に示す。

放射線不透過性実験に使用した３つの三元ニッケル−チタン合金試験体は、７．５ａｔ．％のＥｒ、７．５ａｔ．％のＧｄ、および７．５ａｔ．％のＰｔをそれぞれ含んだ。蛍光透視モードおよび静止モードでＣＤＲＨファントムを使用して実験を行った。各試験体を透過する放射線の強度および背景強度を種々の管電圧で測定した。Ｘ線コントラストの値は、各電圧で試験体を透過する放射線を背景強度から減じることによって求めた。次にＸ線コントラスト値を、二元Ｎｉ−Ｔｉ試料で得られたＸ線コントラストによって規格化して、各試験体のＸ線コントラスト値を求め、表７および８に示した。

Ｘ線コントラストデータによって示されるように、各三元合金は、二元ニチノール（Ｎｉｔｉｎｏｌ）合金に対して放射線不透過性の改善が示された。表７は、蛍光透視モードにおいて種々の電圧でＣＤＲＨファントムを使用して測定した合金の相対Ｘ線コントラスト値を示しており、図２１は、使用した範囲の電圧にわたる各合金の相対Ｘ線コントラストの平均値を示している。全体的に、Ｎｉ−Ｔｉ−Ｇｄ合金が最高のＸ線コントラストを示し、４０〜１１０ｋＶの範囲の電圧で平均相対Ｘ線コントラストが１．５０であった。Ｎｉ−Ｔｉ−Ｅｒ合金は、同じ電圧範囲で平均相対Ｘ線コントラストが１．４８であり、一方Ｎｉ−Ｔｉ−Ｐｔ合金は平均相対Ｘ線コントラストが１．４５であった。
表７ 相対Ｘ線コントラスト値（蛍光透視モード）

表８は、静止モードにおいて種々の電圧でＣＤＲＨファントムを使用して測定した合金の相対Ｘ線コントラスト値を示しており、図２２は、使用した範囲の電圧にわたる各合金の相対Ｘ線コントラストの平均値を示している。全体的に、Ｎｉ−ＴＩ−Ｐｔ合金がこれらの条件下で最も高いＸ線コントラストを示し、６０〜１００ｋＶの範囲の電圧で平均相対Ｘ線コントラストが１．３５であった。Ｎｉ−Ｔｉ−Ｅｒ合金は、同じ電圧範囲で平均相対Ｘ線コントラストが１．３４であり、一方Ｎｉ−Ｔｉ−Ｇｄ合金は平均Ｘ線コントラストが１．２９であった。
表８ 相対Ｘ線コントラスト値（静止モード）

好ましくは、４０ｋｅＶ〜１１０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を合金に照射した場合に、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金のＸ線コントラストは、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金のＸ線コントラストの１〜約２倍の範囲内となる。より好ましくは、４０ｋｅＶ〜１１０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を合金に照射した場合に、Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金のＸ線コントラストは、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金のＸ線コントラストの約１．２〜約１．９倍の範囲内となる。

実施例２
以下の表９に示す組成を有する１２のさらなる合金を溶融させる。溶融および鋳造の後、合金は、１０００℃で７２時間の均一化熱処理を行うことができる。均一化された合金は次に、前述のように試験体に機械加工することができる。
表９ Ｎｉ−Ｔｉ−ＥｒおよびＮｉ−Ｔｔ−Ｅｆ−Ｘ（Ｘ＝ＰｄまたはＣｒ）の試験体の組織データ

ニッケルと、チタンと、少なくとも１種類の希土類元素（ＲＥ）とを含むニッケル−チタン合金については説明した。本発明のニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器についても説明した。本発明の放射線不透過性Ｎｉ−Ｔｉ−ＲＥ合金は、従来のニッケル−チタン合金よりも改善された放射線不透過性を有する。したがって、本発明の医療機器は、Ｘ線透視などの非侵襲的画像化手法中に、より優れた視認性を有する。本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、医療機器に好都合となる超弾性または形状記憶性をさらに有する。

一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、およびＬｕからなる群から選択されることが好ましい約５ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。本発明の合金は、最高約９．９ａｔ．％の濃度で１種類以上の追加の合金化元素をさらに含む。好ましくは、１種類以上の追加の合金化元素は、Ａｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｔｃ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される。１種類以上の追加の合金化元素が、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される場合には、追加の合金化元素は、好ましくは合金中で希土類元素よりも低い濃度を有する。１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２倍〜約５倍となることも好ましい。この放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有することができる。本発明の合金は好ましくは生体適合性および超弾性であり、約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有することも好都合である。

別の一実施態様によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、およびＬｕからなる群から選択されることが好ましい約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。好ましくは、本発明の合金は、最高約９．９ａｔ．％の濃度で１種類以上の追加の合金化元素をさらに含み、１種類以上の追加の合金化元素は、Ａｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｔｃ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される。１種類以上の追加の合金化元素が、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される場合には、追加の合金化元素は、好ましくは合金中で希土類元素よりも低い濃度を有する。１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍となることも好ましい。この放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有することができる。本発明の合金は好ましくは生体適合性および超弾性であり、約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有することも好都合である。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、放射線不透過性を有し、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、約５ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、それによって、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する。好ましくは、少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、およびＬｕからなる群から選択される。本発明の合金が、最高約９．９ａｔ．％の濃度で１種類以上の追加の合金化元素をさらに含むことも好ましい。好ましくは、該１種類以上の追加の合金化元素は、Ａｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｔｃ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される。該１種類以上の追加の合金化元素が、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される場合には、該１種類以上の追加の合金化元素は、好ましくは合金中で希土類元素よりも低い濃度を有する。１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内の放射線不透過性を有することが好ましい。好ましくは、この放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が低温相および高温相を有することも好ましく、その場合、本発明のニッケル−チタン合金の低温相中で生じたひずみは、高温相に相変態することで回復する。低温相は好ましくはマルテンサイトであり、高温相は好ましくはオーステナイトである。本発明の合金が約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度を有することも好ましく、本発明の合金は中間温度のＲ相をさらに含むこともできる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有し、生体適合性である。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、放射線不透過性を有し、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のニッケルと、約３９ａｔ．％〜約５５ａｔ．％のチタンと、約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、それによって、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する。好ましくは、少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、およびＬｕからなる群から選択される。本発明の合金が、最高約９．９ａｔ．％の濃度で１種類以上の追加の合金化元素をさらに含むことも好ましい。好ましくは、該１種類以上の追加の合金化元素は、Ａｌ、Ｃｒ、Ｍｎ、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ｇａ、Ｇｅ、Ｔｃ、Ｃｄ、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｓｂ、Ｈｇ、Ｔｌ、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｐｏ、Ｖ、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される。該１種類以上の追加の合金化元素が、Ｉｒ、Ｐｔ、Ａｕ、Ｒｅ、Ｗ、Ｐｄ、Ｒｈ、Ｔａ、Ａｇ、Ｒｕ、Ｈｆ、Ｏｓ、Ｚｒ、Ｎｂ、およびＭｏからなる群から選択される場合には、該１種類以上の追加の合金化元素は、好ましくは合金中で希土類元素よりも低い濃度を有する。１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、本発明のニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の範囲内となると好都合である。好ましくは、この放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が低温相および高温相を有することも好ましく、その場合、本発明のニッケル−チタン合金の低温相中で生じたひずみは、高温相に相変態することで回復する。低温相は好ましくはマルテンサイトであり、高温相は好ましくはオーステナイトである。本発明の合金が約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度を有することも好ましく、本発明の合金は中間温度のＲ相をさらに含むこともできる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有し、生体適合性である。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含む。好ましくは、少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し、約４．９ａｔ．％以下の濃度で少なくとも１種類の追加の合金化元素をさらに含む。好ましくは、該追加の合金化元素は、Ｃｆ、Ｃｏ、Ｆｅ、およびＰｄからなる群から選択される。本発明の合金が超弾性であり、約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有することも好都合となる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、体温以下で変形応力を除去した場合に少なくとも約０．５％の回復性ひずみを含む。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約５０ａｔ．％〜約５６ａｔ．％のニッケルと、約４０ａｔ．％〜約４６ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約４ａｔ．％のＥｒと、最高約１ａｔ．％の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、少なくとも１種類の遷移金属は、Ｃｒ、Ｆｅ、Ｃｏ、およびＰｄからなる群から選択される。好ましくは、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合に、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の放射線不透過性を有する。この放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有することができる。本発明のニッケル−チタン合金が超弾性であり、約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度を有することも好ましい。本発明のニッケル−チタン合金は、好ましくは少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有し生体適合性でもある。

別の一実施形態によると、本発明のニッケル−チタン合金は、約５０ａｔ．％〜約５６ａｔ．％のニッケルと、約４０ａｔ．％〜約４６ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約４ａｔ．％のＥｒと、最高約１ａｔ．％の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、少なくとも１種類の遷移金属は、Ｃｒ、Ｐｄ、Ｃｏ、およびＦｅからなる群から選択される。好ましくは、１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合に、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１．２〜約５倍の放射線不透過性を有する。この放射線は好ましくは３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が低温相および高温相を有することも好ましく、その場合、本発明のニッケル−チタン合金の低温相中で生じたひずみは、高温相に相変態することで回復する。低温相はマルテンサイトであってよく、高温相はオーステナイトであってよい。本発明の合金は中間温度のＲ相をさらに含むこともできる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、約−１５℃〜約３７℃の範囲内のオーステナイト仕上温度、および少なくとも約１３５０ＭＰａの極限引張強度を有する。本発明のニッケル−チタン合金が生体適合性であることも好ましい。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する。本発明の合金が超弾性であり、本発明の構成要素が自己拡張型ステントであることも好ましい。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し超弾性である。本発明の構成要素は自己拡張型ステントであってもよい。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。好ましくは、本発明の構成要素はワイヤーおよびカニューレの少なくとも一方を含む。該少なくとも１種類の希土類元素の濃度が約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％であることも好ましい。本発明のニッケル−チタン合金は好ましくは、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し超弾性であり、約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有する。

別の一実施形態によると、本発明の医療機器は、放射線不透過性であり、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む。本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し、本発明のニッケル−チタン合金は、体温以下で変形応力を除去した場合に少なくとも約０．５％の回復性ひずみをさらに含む。好ましくは、回復性ひずみは約２％〜約１０％の範囲内である。本発明のニッケル−チタン合金が超弾性であり約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有することも好ましい。

医療機器の使用方法も本明細書に記載されている。一態様によると、本発明の方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含むニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を提供するステップを含む。好ましくは該少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。次に、医療機器は患者体内の治療部位に送達される。本発明の方法は、医療機器を送達システム内に搭載するステップと、医療機器を送達システム内に搭載した後に医療機器を患者体内に挿入するステップとをさらに含むことができる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する。本発明のニッケル−チタン合金が超弾性であることも好ましい。本発明の構成要素は、ステント、回収機器、および塞栓防止フィルターであってよい。

別の一態様によると、本発明の医療機器の使用は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを有し、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器を提供するステップを含むことができる。この医療機器は患者体内の治療部位に送達される。本発明の方法は、医療機器を送達システム内に搭載するステップと、医療機器を患者体内に挿入するステップとをさらに含むことができる。好ましくは、本発明のニッケル−チタン合金は、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する。本発明のニッケル−チタン合金が超弾性であることも好ましい。本発明の構成要素は、ステント、回収機器、および塞栓防止フィルターであってよい。

患者体内で医療機器を画像化する方法も本明細書に記載されている。一態様によると、この方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含むニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を患者体内の治療部位に送達するステップを含む。少なくとも１種類の希土類元素は、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される。患者に１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線が照射され、それによって医療機器が画像化される。好ましくは、放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。患者への放射線の照射は、好ましくは、患者に向かってＸ線源を提供し、少なくとも１つのフィルターを該Ｘ線源と患者との間に提供するステップを含み、このＸ線源は６０ｋＶｐ〜１５０ｋＶｐの範囲内の管電圧を有する。好ましくは、該フィルターは、２．５ｍｍのアルミニウムフィルター、０．１ｍｍの銅フィルター、０．２ｍｍの銅フィルター、および０．３ｍｍの銅フィルターからなる群から選択される。

別の一態様によると、医療機器の画像化方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択されるニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を有する医療機器を患者体内の治療部位に送達するステップを含む。患者に１５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線が照射され、それによって医療機器が画像化される。好ましくは、放射線は３０ｋｅＶ〜６０ｋｅＶの範囲内のエネルギーにおいてピーク強度を有する。患者への放射線の照射は、好ましくは、患者に向かってＸ線源を提供し、少なくとも１つのフィルターをＸ線源と患者との間に提供するステップを含み、このＸ線源は６０ｋＶｐ〜１５０ｋＶｐの範囲内の管電圧を有する。好ましくは、フィルターは、２．５ｍｍのアルミニウムフィルター、０．１ｍｍの銅フィルター、０．２ｍｍの銅フィルター、および０．３ｍｍの銅フィルターからなる群から選択される。

医療機器の製造方法も本明細書に記載されている。一態様によると、この方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素がＬａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される溶融物を形成するステップを含む。この溶融物を冷却して固体を形成し、その固体から構成要素を形成することで医療機器が形成される。固体からの構成要素の形成は好ましくは、固体を第１の形状に熱間加工するステップと、第１の形状を構成要素に冷間加工するステップとを含む。固体の熱間加工は、押出成形、熱間圧延、および鍛造の少なくとも１つを含むことができる。第１の形状の冷間加工は、延伸または圧延を含むことができる。固体から構成要素の形成は好ましくは、構成要素の焼きなましを行うステップをさらに含む。焼きなましは、構成要素を最終形状に束縛し、構成要素を約３５０℃〜約５５０℃の範囲内の温度に加熱する必要が生じうる。少なくとも約１，０００℃の温度で固体を固溶化熱処理することが好都合となる場合がある。

別の一実施形態によると、医療機器の製造方法は、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１０ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素と、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の遷移金属とを含み、該少なくとも１種類の希土類元素が、Ｃｅ、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される溶融物を形成するステップを含む。この溶融物を冷却して固体を形成し、その固体から構成要素を形成することで医療機器が形成される。固体からの構成要素の形成は好ましくは、固体を第１の形状に熱間加工するステップと、第１の形状を構成要素に冷間加工するステップとを含む。固体の熱間加工は、押出成形、熱間圧延、および鍛造の少なくとも１つを含むことができる。好ましくは、熱間加工の前に固体の固溶化熱処理が行われる。第１の形状の冷間加工は、延伸または圧延を含むことができる。固体から構成要素の形成は好ましくは、構成要素の焼きなましを行うステップをさらに含む。焼きなましは、構成要素を最終形状に束縛し、構成要素を約３５０℃〜約５５０℃の範囲内の温度に加熱する必要が生じうる。少なくとも約１，０００℃の温度で固体を固溶化熱処理することが好都合となる場合がある。

本発明の特定の実施形態を参照しながら本発明を非常に詳細に説明してきたが、本発明から逸脱しない他の実施形態も可能である。したがって添付の請求項の趣旨および範囲が、本明細書に含まれる好ましい実施形態の記述に限定されるべきではない。文字通りまたは等価物のいずれかによって特許請求の範囲の意味の範囲内にあるすべての実施形態が、本発明に含まれることを意図している。

さらに、以上に説明した利点が、必ずしも本発明のすべての利点ではなく、記載の利点のすべてが本発明のすべての実施形態で実現されると必ずしも期待されるものでもない。

Claims (20)

1. 約３４ａｔ．％（原子百分率）〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、
   約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、
   約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、
   前記少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される、ニッケル−チタン合金。
2. 前記希土類元素の濃度が約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％である、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
3. 最高約１４．９ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の追加の合金化元素をさらに含む、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
4. 前記追加の合金化元素の濃度が約４．９ａｔ．％以下であり、前記追加の合金化元素がＣｒ、Ｃｏ、Ｆｅ、およびＰｄからなる群から選択される、請求項３に記載のニッケル−チタン合金。
5. 等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
6. １５ｋｅＶ〜１５０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、前記ニッケル−チタン合金の放射線不透過性が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性の約１〜約８倍の範囲内である、請求項５に記載のニッケル−チタン合金。
7. ４０ｋｅＶ〜１１０ｋｅＶの範囲内のエネルギーを有する放射線を照射した場合、前記ニッケル−チタン合金のＸ線コントラストが、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金のＸ線コントラストの１〜約２倍の範囲内となる、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
8. 超弾性であり約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有する、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
9. 体温以下で変形応力を除去した場合に少なくとも約０．５％の回復性ひずみを含む、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
10. 等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し、前記希土類元素の濃度が約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％であり、約４．９ａｔ．％以下の濃度の少なくとも１種類の追加の合金化元素をさらに含み、前記追加の合金化元素が、Ｃｒ、Ｃｏ、Ｆｅ、およびＰｄからなる群から選択され、超弾性であり、３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有する、請求項１に記載のニッケル−チタン合金。
11. 約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、前記少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される、ニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む医療機器。
12. 前記構成要素がワイヤーおよびカニューレの少なくとも１つを含む、請求項１１に記載の医療機器。
13. 前記少なくとも１種類の希土類元素の濃度が約２．５ａｔ．％〜約７．５ａｔ．％であり、前記ニッケル−チタン合金が等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有する、請求項１１に記載の医療機器。
14. 前記ニッケル−チタン合金が、超弾性であり約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有する、請求項１１に記載の医療機器。
15. 約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％の濃度のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の濃度の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、前記少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される、ニッケル−チタン合金を含む少なくとも１つの構成要素を含む放射線不透過性医療機器であって、それによって、前記ニッケル−チタン合金が、等原子比近傍の二元ニッケル−チタン合金の放射線不透過性よりも高い放射線不透過性を有し、それによって前記ニッケル−チタン合金が、体温以下で変形応力を除去した場合に少なくとも約０．５％の回復性ひずみをさらに含む、放射線不透過性医療機器。
16. 前記ニッケル−チタン合金が、超弾性であり約３７℃以下のオーステナイト仕上温度を有する、請求項１５に記載の放射線不透過性医療機器。
17. 前記回復性ひずみが約２％〜約１０％の範囲内である、請求項１５に記載の放射線不透過性医療機器。
18. 少なくとも１つの構成要素を含む医療機器の製造方法であって、
    約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のニッケルと、約３４ａｔ．％〜約６０ａｔ．％のチタンと、約０．１ａｔ．％〜約１５ａｔ．％の少なくとも１種類の希土類元素とを含み、前記少なくとも１種類の希土類元素が、Ｌａ、Ｐｒ、Ｎｄ、Ｐｍ、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌｕ、Ａｃ、Ｔｈ、Ｐａ、およびＵからなる群から選択される溶融物を形成するステップと、
    前記溶融物を冷却して固体を形成するステップと、
    前記固体から構成要素を形成し、それによって前記構成要素を含む医療機器を形成するステップとを含む、方法。
19. 前記固体から前記構成要素を形成するステップが、
    前記固体を第１の形状に熱間加工するステップと、
    前記第１の形状を前記構成要素に冷間加工するステップと、
    前記構成要素の焼きなましを行うステップとを含み、前記構成要素の焼きなましを行うステップが、前記構成要素を最終形状に束縛し、前記構成要素を約３５０℃〜約５５０℃の範囲内の温度で加熱するステップを含む、請求項１８に記載の方法。
20. 少なくとも約１，０００℃の温度で前記固体を固溶化熱処理するステップをさらに含む、請求項１８に記載の方法。