JP4354186B2 - プラチナ・ステンレス合金および放射線不透過性を有するステント - Google Patents

Description

本発明は、医療装置に使用するための放射線不透過性の合金に関する。より具体的には、本発明は、生体適合性を有するプラチナ強化金属からなる合金であり、良好な力学的性質を有し、強力に放射線を吸収する好適な合金から製造されたステントなど血管内用医療装置に関するものであって、合金でできた壁の薄いステントを移植する場合に、放射線不透過性を有する。

侵襲的な医療処置を行う場合には、体内の治療箇所に侵襲的な医療装置を正しく配置する必要がある。そのためには、Ｘ線撮影を行って、体内の装置の位置を定期的に確認することがある。装置は、少なくとも部分的に、十分な放射線不透過性を有する必要がある。体腔内におけるステントの移植が、その代表的なものである。その他には、大静脈フィルター、グラフトもしくは動脈瘤コイルが含まれる。ステントは、非拡張状態で体内の所望の箇所に搬送され、その後拡張する。ステントは、バルーンなどの機械的装置を使用して拡張するか、もしくは自己拡張型であってもよい。

Ｘ線撮影は、物質間を対比させる画像を提供するために、画像化される物質の密度差を利用したものである。これは、通常、高密度の物質は低密度の物質よりもより多くの放射線を吸収することによる。放射線の軌跡に垂直な各物質の相対的な厚さは、吸収した放射線の量を左右する。より狭い血管内にステントを配置するためには、比較的薄い断面即ち壁厚を有するステントを使用することが望ましいが、そのために却って周知の物質でできたステントの放射線不透過性を小さくし体腔内に配置することを困難にしている。

数学的には、特定の物質からなる物体を経て透過した放射線の強さＩ_{ＴＲＡＮＳＭＩＴＴＥＤ}は、式 Ｉ_{ＴＲＡＮＳＭＩＴＴＥＤ}＝Ｉ_０ｅｘｐ−（μ／ρ）ρｘ に示されるように、入射線の強さＩ_０に関係する。上記の式において、μは物質の線吸収係数、ρは物質の密度、ｘは物体の厚さ、およびμ／ρは質量吸収係数である。質量吸収係数のμ／ρは、所定の物質および入射線のエネルギーに対する定数である。合金の質量吸収係数は、式（μ／ρ）_{ＡＬＬＯＹ}＝ｗ_１（μ／ρ）_１＋ｗ_２（μ／ρ）_２＋ｗ_３（μ／ρ）_３．．．により相応の正確さで計算でき、ｗ_１はｉ番目の合金化元素の重量比であり、（μ／ρ）ｉは純粋な状態におけるｉ番目の合金化元素に対する質量吸収係数である。この式を使うことにより、１００Ｋｅｖ（キロ電子ボルト）の入射線のエネルギーにおいて、算出された３１６Ｌ（一般的なステントに使用される合金）の質量吸収係数は、約０．３９２ｃｍ^２／ｇｍである。

体内の物体が従来のＸ線技術を使用して鮮明に画像化できる場合、その物体は放射線不透過性を有する。上記のことから、物体が放射線不透過性を有するかどうかは、物体の厚さ、物体を形成する材料、周辺の物質からの放射線の減衰および物体を画像化するために使用された放射線エネルギーによって決まることが好ましい。さらに、所定の物体、周辺の物質および放射線エネルギーに対しては、物質は特定の基準値を超える厚さにおいて放射線不透過性を有し、基準値を下回る厚さにおいては放射線不透過性を有しない。本発明において重要なことは、通常使用される放射線（例えば、約６０乃至１２０Ｋｅｖ（キロ電子ボルト）の放射エネルギー）に対して、３１６Ｌは生体内で約０．００５インチ（約０．０１３ｃｍ）を超えるステントの壁厚においてのみ放射線不透過性を有する。よって、３１６Ｌ合金でできた約０．００５インチ（約０．０１３ｃｍ）よりも薄い壁厚を有するステントは、体内において従来のＸ線技術を使用して鮮明に画像化することができない。

ステントの配置中は、医療装置の位置およびその周辺の生体組織を画像化することが望ましい。高解析度で画像化するためには、ステントが、周辺組織に対して特定の範囲内において放射線吸収性を有する必要がある。別の言い方をすれば、医療装置の放射線吸収性が高過ぎる場合、もしくは十分な放射線吸収性がない場合、解像度の低い画像が得られる。様々な寸法および厚さを有する放射線不透過性を備えたステントを準備するためには、異なる放射線吸収性を有する各種の材料を備えることが望ましい。

適切な放射線吸収性を有することに加え、ステントを製造するために使用される材料は、生体適合性を有している必要がある。また、同材料は成形可能であり（例えば、好適に完成されたステントの形状に成形するための十分な延性や溶接性を有すること）、体腔を広げておくために完成したステントに良好な力学的性質を与えることが必要である。従来は、入手可能な３１６Ｌ型のステンレス鋼が上記の要求を満たしてきたが、３１６Ｌが必ずしも適切な放射線吸収性を提供するとは限らない。詳細には、３１６Ｌは容易に成形可能であり、加工硬化により強化でき、完成したステントにおいて良好な力学的性質を有する。さらに、３１６Ｌは低炭素含有量により、容易に溶接可能である。生体適合性については、３１６Ｌは耐食性を有し、侵襲的な医療装置の応用例においては成果を上げてきた。したがって、３１６Ｌの生体適合性および力学的性質を保持しながらも、より大きな放射線吸収性を備えた各種の金属合金を有することが望ましい。

本発明はプラチナ強化合金に関する。同合金は特に移植可能な医療装置および／もしくは血管内用の医療装置の製造に有用である。合金は３１６Ｌステンレス鋼よりも高い放射線不透過率を有するが、延性などの物理的特性を維持し、３１６Ｌステンレス鋼が有する強度を有する。本発明に関する好ましい医療装置は、複数の相互連結したストラットによって構成される外表面を有するほぼ管状構造をなすステントを備え、同ストラット間には格子状の間隙を有している。同管状構造は、ステントが血管内に挿入されるように寸法決めされた第１位置から、ステントの少なくとも一部が血管壁に接する第２位置に拡張可能である。ステントを拡張するには、管状構造全体に亘って相互連結したストラットを撓ませて曲げて行う。

本発明のステントは、３１６Ｌ合金などの現在使用されているステンレス鋼に比べて放射線不透過性が向上した合金から製造されることが好ましい。強化された放射線不透過率により、約０．００５インチ（約０．０１３ｃｍ）未満の薄い壁厚を有する一方で、体腔内に配置中および配置後も放射線不透過性を有するべく、十分な放射線不透過率を維持するステントもしくは他の血管内医療装置の製造を可能にする。放射線不透過率は、３１６Ｌなどの合金に類似する力学性、構造性および耐食性を維持しながら高めることができる。貴金属、特に好ましい実施形態におけるプラチナを、真空誘導溶解、真空アーク再溶解、圧縮および焼固、熱間等静圧圧縮成形、レーザー照射、プラズマ照射および他の液体・固体相合金方法などによる鋳塊もしくは粉末治金によって、３１６Ｌに加えることにより目的が達成される。得られたミクロ構造は、位相計算方法により位相的に有害な稠密充填配列位相の構成を含まないことが判っている。これは、Ｘ線回折及び透過電子顕微鏡により確認された。

プラチナは、ニッケルの２倍の密度を有し、ニッケル含有量を最小値まで削減できるオーステナイト組織としての効果を有するので、好ましい実施形態において選択されている。これは、複数の実施形態または個体において、ステントの生体適合性を向上させる。

本発明のステントは、約２重量％乃至５０重量％のプラチナを有する３１６Ｌの合金から製造されることが望ましい。同合金は、約１１重量％乃至１８重量％のクロムおよび約５重量％乃至１２重量％のニッケルを有することが望ましい。また、合金は少なくとも約１５重量％の鉄および約２重量％乃至５０重量％のプラチナを有することが望ましい。

好適な一実施形態において、合金の組成物は、約１１重量％乃至１８重量％のクロムおよび約８重量％乃至１２重量％のニッケルを有する。金属合金の組成物はさらに、少なくとも約３５．０重量％の鉄および約１０重量％乃至３５重量％のプラチナを有する。約３０重量％までのプラチナを３１６Ｌステンレス鋼に加える実験において、力学的性質が維持されたままで、放射線不透過率が極めて強化されたことが確認された。合金のミクロ構造は、材料の力学的性質および化学的安定性を構成する上で重要なものとして見直されている。マトリックスのミクロ構造、粒界、第２位相形成および変形構造は、合金の添加物の機能および加工条件として見なされ、生じた合金の特性および安定性と相互に関係する。光学顕微鏡および透過電子顕微鏡は、プラチナを市販の３１６Ｌステンレス鋼のミクロ構造に添加する場合の効果を調べるために使用された。約３０重量％までのプラチナの添加は、合金のミクロ構造の特性にほとんど影響を及ぼさなかったが、５０重量％まで添加すると、３１６Ｌに比べて合金の特性にわずかな影響を及ぼした。

本発明は、使用する合金の放射線不透過率を向上させるプラチナ強化合金に関する。合金は、医療処置中または医療装置の移植後に装置を観察するために、Ｘ線撮影を行う必要がある移植可能および／もしくは血管内の医療装置の製造において特に有効である。合金の組成物は、好適な製造方法と共にその詳細を記載する。まず初めに、好適な移植可能な医療装置、すなわちステントについて記載する。本発明の合金は、高い放射線不透過率を必要とするいずれの医療装置においても使用できる。
一実施例において、本発明は、外面を有する本体部分からなるステントであって、同本体部分は、ルーメンに挿入されるように寸法決めされた第１位置から少なくともステントの一部がルーメンの壁に接している第２位置まで拡張可能であることと、前記本体部分は、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および５重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステントに関する。
他の実施例において、本発明は、間に間隙空間を有する複数の相互連結されたストラットによって構成される外面を有する管状構造からなる血管壁を治療するために構成された血管内ステントであって、同管状構造は、ステントが血管内に挿入されるように寸法決めされた第１位置から、ステントが血管壁に接する第２位置まで拡張可能であることと、相互連結されたストラットを撓ませ曲げることにより成形された管状構造を拡張させることと、前記管状構造は、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および２重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステントに関する。
また、他の実施例において、本発明は、基端部および先端部を有するステントであって、一連の交互する第１山部および第１谷部からなる第１波状帯部と、第１山部は先端方向に指向することと、第１谷部は基端方向に指向することと、第１波状帯部は第１波長および第１振幅を有することと、一連の交互する第２山部および第２谷部からなる第２波状帯部と、第２山部は先端方向に指向することと、第２谷部は基端方向に指向することと、第２波状帯部は第２波長および第２振幅を有することと、第２振幅は第１振幅と異なり、第２波長は第１波長とは異なることと、第１帯部と第２帯部を連結する少なくとも１つの連結部とを備え、前記ステントは、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および２重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステントに関する。
また、別の実施例において、本発明は、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金であって、１１重量％乃至１８重量％の間のクロムと、５重量％乃至１２重量％の間のニッケルと、少なくとも１５重量％の鉄と、２重量％乃至５０重量％の間のプラチナとからなる生体適合性を有する合金に関する。
さらに他の実施例において、本発明は、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備え、血管内に使用される生体適合性を有する合金であって、１１重量％乃至１８％の間のクロムと、５重量％乃至１２重量％の間のニッケルと、少なくとも１５重量％の鉄と、２．０重量％乃至３．０重量％のモリブデンと、２．０重量％乃至５０．０重量％のプラチナとからなる生体適合性を有する合金に関する。

図面に関しては、同様の符号が複数の図面における同様の要素について付されている。図１Ａは、本発明の合金の好適な実施形態によるステント３９の斜視図である。ステントは、同軸上に配置され、近接する拡張可能な部材間に配置された要素３４によって相互に連結された複数の径方向に拡張可能な管状部材１２からなる。ステントは、バルーンによる拡張型、自己拡張型もしくはこれらの組み合わせからなってもよい。管状部材１２内には、ステント３９のストラット、即ちループ５０が連続する。ストラット、即ちループ５０の間には、一連の空間をなす。この組み合わせにより、好適なステント構造が提供される。管状部材１２は、蛇紋に似た複数のループの交互配列、即ち波状起伏２３のような構成によって径方向に拡張可能である。近接する径方向に拡張可能な部材１２の間で互いに連結された要素３４は、ステントに対して最大限に可撓性を有するように配置される。図１Ａのステントにおいて、ステント３９は、約１８０度離れた近接する径方向に拡張可能な管状部材１２の間において、２つの互いに連結された要素３４を有する。管状部材１２の一側面に接する次の１組の互いに連結された要素１３は、近接する１組から９０度相殺される。互いに連結される要素の交互配列により、ステントは、ほぼ全方向において長手方向に可撓性を有するようになる。互いに連結された要素を配置するための他の構成は、本発明の範囲において可能である。各ステントの互いに連結された要素の全ては、ステントが拡張する間に収縮しないように、交互に並ぶループ要素の山部分もしくは谷部分のいずれかに固定されなければならず、径方向を向いたストラットの全ては、特定の形状を有する。

図１Ｂは、本発明による主軸１７５に取り付けられた非拡張状態におけるステント１００の斜視図である。図１Ｂに示されたステントは、本発明に開示された合金を利用できる一実施形態である。合金はいずれのステント構造においても使用できる。ステント１００の枠組は、識別可能な連続する模様を形成するストラット１０１を有する。この連続する模様は、多数のＵ形湾曲部１０３からなる。Ｕ形湾曲部１０３は間隙空間１０５を形成する。Ｕ形湾曲部１０３は、ステント１００の長手方向の軸に沿って配列された要素１０７を形成し、隣接する要素１０７のＵ形湾曲部１０３が、互いに連結された要素１０９を介して接続される。互いに連結された要素１０９を介して、連続する枠組がステント１００を形成する複合要素１０７の間に形成される。

図１Ｂのステントは、図２において平面図にて示され、ストラット１０１およびストラットによって形成される枠組の詳細が、好適な実施形態において述べられる。ステント１００は、基端部１０２、先端部１０４および長手方向軸１０６に沿って通過する流路を有する。ステント１００は、一連の交互する第１山部１１０ａおよび第１谷部１１２ａからなる。第１山部１１０ａは先端方向に指向し、第１谷部１１２ａは基端方向に指向している。第１波状帯部１０８ａは、第１波長および第１振幅により構成される。

ステント１００はさらに、先端方向に指向する一連の交互に配置された第２山部１１６ａ、および基端方向に指向する第２谷部１１８ａを有する第２波状帯部１１４ａからなる。第２波状帯部１１４ａは、第２波長および第２振幅により構成される。第２振幅は第１振幅とは異なり、第２波長は第１波長とは異なっている。

複数の長手方向に延びる第１連結部１１９ａは、第１山部１１０ａと第２谷部１１６ａとの間に延びる。第２山部１１６ａから連結部が延び、第２山部１１６ａは、連結部が延びていない第２谷部に比べて拡大された外径を適宜に有する。

ステント１００はさらに、一連の交互に配置された第３山部１１０ｂおよび第３谷部１１２ｂを有する第３波状帯部１０８ｂ、および交互に配置された第４山部１１６ｂおよび第４谷部１１８ｂを有する第４波状帯部１１４ｂからなる。第３山部１１０ｂおよび第４山部１１６ｂは先端方向に指向し、第３谷部１１２ｂおよび第４谷部１１８ｂは基端方向に指向している。第３波状帯部は、第３波長および第３振幅を有する。第３波長は第１波長と等しく、第３振幅は第１振幅と等しいことが望ましい。図２に示すように、第３帯部は、構造上第１帯部と同一であることがより望ましい。複数の長手方向に延びる第２連結部１２６は、第２谷部１１８ａと第３谷部１１２ｂとの間に延びる。第２谷部から連結部が延び、第２谷部は、連結部が延びていない第２谷部に比べて拡大された外径を適宜に有する。第４波状帯部は第４波長および第４振幅を有する。第４波長は第２波長と等しく、第４振幅は第２振幅と等しいことが望ましい。図２に示すように、第４帯部は、構造において第２帯部と同一であることがより望ましい。複数の長手方向に延びる第３連結部１１９ｂは、第３山部１１０ｂと第４山部１１６ｂとの間に延びる。さらなる波状帯部がステント内にあってもよい。望ましくは、図２に示すように、ステントの波状帯部は、第１波長および第１振幅の第１波状帯部と、第２波長および第２振幅の第２波状帯部との間において交互に配置されている。波状帯部の他の構造もまた、本発明の範囲内にある。例えば、１つ以上の第１波状帯部は、ステントの基端部および／もしくは先端部において、第２波状帯部である残りの波状帯部と共に構成される。同様に、１つ以上の第２波状帯部は、ステントの基端部および／もしくは先端部において、第１波状帯部である残りの波状帯部と共に構成される。

例えば図２において示されるように、第１波長は第２波長よりも長いことが望ましい。本願に開示されたいずれの実施形態においても、第１波長の第２波長に対する割合が、約１．１：１乃至約５：１の範囲が望ましく、約１．２５：１乃至約２．５：１の範囲であることがより望ましい。さらには、１．２５：１乃至２：１が望ましい割合である。他の望ましい波長の割合は１．３：１である。本発明は、２つの波状帯部の波長が異なる限り、第１および第２波状帯部上のいずれの数の山部および谷部も含む。さらに、第１波長が第２波長よりも短い場合も、本発明の範囲に含まれる。

また、第１振幅は第２振幅よりも大きいことが望ましい。第１振幅の第２振幅に対するの割合が、約１．１：１乃至約４：１の範囲が望ましく、約１．２５：１乃至約２．５：１の範囲であることがより望ましい。さらには、１．２５：１乃至２：１が望ましい割合である。また、第２波状帯部に対する第１波状帯部の振幅の割合は、１．５：１である。例示される振幅の割合は、約１．２１：１、１．２９：１、１．３：１および１．５：１である。本発明は、第１振幅が第２振幅よりも小さい場合のステントも含む。

図２に示すように、第１波状帯部１０８ａ，ｂは、第２波状帯部１１４ａ，ｂの幅Ｗ_２を超える幅Ｗ_１を有する。望ましくは、第２波状帯部の幅に対する第１波状帯部の割合は、約１：１乃至２．５：１の範囲である。さらに望ましくは、第２帯部の幅に対する第１帯部の割合は、３：２乃至４：３の間である。本発明の別の実施形態において、第１および第２波状帯部は同じ幅であり、それによって異なる長さの帯部が生じる。さらに別の実施形態においては、第２波状帯部（より小さい振幅の帯部）は、第１波状帯部（より大きな振幅の帯部）よりも幅が広い。他の実施形態においては、第１波状帯部は第２波状帯部よりも厚くてもよく、あるいは薄くてもよい。

図２に示すように、円周上において隣接する第１連結部１１９および第２連結部１２６は、少なくとも１つの第２山部１１６および１つの第２谷部１１８によって分離されることが望ましい。また、円周上において隣接する第１連結部１１９および第２連結部１２６は、少なくとも１つの第１谷部１１２によって分離される。

図１Ｂに示すように、第１連結部に対する第１山部の割合は、２：１である。第２連結部に対する第２谷部の割合は、３：１である。第１連結部に対する第１山部の他の割合および第２連結部に対する第２谷部の他の割合を有するステントも同様に、本発明の範囲に含まれる。第１連結部に対する第１山部の割合は１：１であるか、もしくはそれを超えてもよく、望ましくは、１．５：１であるか、もしくはそれを超えてもよい。第２連結部に対する第２谷部の割合は、１：１もしくはそれを超えてもよく、望ましくは、３：１もしくはそれを超えてもよい。

第１連結部および第２連結部は、図２に示すように、直線状であり長手方向に延びる。直線状の連結部が使用される場合、近接する波状帯部と帯部の幅との間の隙間は、第１連結部および第２連結部の長さを決定する。第１連結部および第２連結部はほぼ同じ長さであり、第２波状帯部の振幅よりもわずかに長いことが望ましい。本発明はまた、第２波状帯部の振幅と同じ長さの第１および第２連結部、もしくは第２波状帯部の振幅よりも長い第１および第２連結部を含む。第１および第２連結部はまた、第１および第２振幅の長さとは異なる長さで構成されてもよい。また、図に示されるように、互いに異なる長さの第１および第２連結部を提供することも本発明の範囲に含まれる。第１連結部は、第２連結部よりも長くてもよい。他の実施形態においては、第１連結部は、第２連結部よりも短くてもよい。ステントは、さらに異なる長さの連結部を有してもよい。

本発明は、異なる波長および振幅、並びに任意で幅を有する少なくとも１つの第１波状帯部および１つの第２波状帯部を備えたステントを有し、同ステントは第１波状帯部の山部から第２波状帯部の山部まで延びる連結部によって接続される。しかしながら、複数の第１波状帯部および第２波状帯部が、ステントの長さに従って互いに配置されることが望ましい。

拡張状態における本発明のステントの剛性は、連結部材の好適な構成によって調整されてもよい。例えば、堅い端部と、より柔軟な中間部を有するステントが望ましい場合は、連結部材を端部に配置する。同様に、より柔軟な端部を有するステントは、端部における連結部材を少なくする。長さに従って増大する剛性を有するステントは、ステントの長さに合わせて連結部材の数を増やすか、もしくは波状帯部の剛性を大きくして構成してもよい。

図１Ｂのステントの拡張状態は、図３において示される。ストラットを曲げることによりステント１００が拡張し、移植された時に、合金の構造的特性により最終的に拡張した構造がルーメンの収縮を防ぐ。

以下に述べる組成物の範囲内において、本発明のステントを製造するために使用される合金は、移植可能な実施形態において使用するための十分な生体適合性を有し、良好な力学的性質を備え、広範囲の高い放射線吸収性を有する。より詳細には、本発明の金属合金の組成物は、重量比において、３１６Ｌよりもクロムおよびニッケルがわずかに少ない。また、プラチナは高い生体適合性を有すると認められる。当業者には、本発明の合金は、プラチナを有し、３１６Ｌよりも少ないクロムとニッケルを有するので、全体的に生体適合性を有し、あるいは３１６Ｌよりも生体適合性を有すると認識されるであろう。上記したように、３１６Ｌは生体適合性があると見なされ、侵襲的な実施例において有効に使用されてきた。

本発明の金属合金はまた、良好な力学的性質を有する。力学的性質は、大部分において組成物のクリスタル構造によるものである。特に、３１６Ｌのように、プラチナは、面心立方クリスタル構造（純粋な状態において）を有する。その結果、本発明の金属合金の組成物は、３１６Ｌに非常に類似した力学的性質を有することが判っている。特に、同金属合金の組成物は、成形しやすく、加工硬化により強化可能である。炭素の含有量が制御される場合の実施形態において、本発明の合金は、合金の耐食を低下させる粒界の沈殿を生じさせることなく溶接できる。

金属合金の組成物はまた、広い範囲の高い放射線吸収性を備える。特に、合金は、約０．９６７ｃｍ^２／ｇｍ（１２．５重量％）乃至１．７７２ｃｍ^２／ｇｍ（３０重量％）の範囲において、１００ＫｅＶ（キロ電子ボルト）の放射エネルギーでの質量吸収係数を算出し、わずか０．３８９ｃｍ^２／ｇｍである３１６Ｌの質量吸収係数と比較した。金属合金の組成物は強力にＸ線放射線を吸収するので、０．００１５インチ（０．００３８ｃｍ）程度の壁厚を有するステントなどの放射線不透過性の侵襲的医療装置に使用できる。

好適な実施形態において、ステントは薄い壁を有するチューブから製造され、その後レーザーによって切断されて所望の形状をなす。チューブは化学的にエッチングもしくは放電加工（ＥＤＭ）されて、所望の形状に成形される。他の実施形態においては、ステントは平型から製造されてもよく、端部を合わせるために回転させてチューブ状に形成される。端部は溶接などの方法により結合させて、所望のチューブ状の構造を形成してもよい。

本発明の一実施形態による金属合金は、約５０重量％乃至９５重量％の３１６Ｌと約２重量％乃至５０重量％のプラチナを混合して製造される。このように混合された場合、合金は以下の範囲の組成物を有する。

これに代えて、組成物を得るために要素を個々に混合させてもよい。

（例１）
以下の合金の試料は、３１６Ｌとプラチナをボタン溶融することにより得た。ボタン溶融の後、試料は回転されて０．０６０インチ（０．１５ｃｍ）の厚さのストリップにして焼きなましされる。

各合金は、Ｘ線回折技術を使って分析され、各合金における初期位相（例えば、最大重量百分率の位相）が面心立方クリスタル構造を有していることを測定した。鋼質試料を用意し、各合金につき１，０００倍でメタログラフを使用して分析した。この分析は、各合金のミクロ構造が、第２位相、合金もしくは含有物が著しく検出されずに、等しく結合したオーステナイト組織からなることを示した。

各試料について、陽極分極試験を含む腐食性試験が行われた。前方スキャンにおいて、各試料は、スキャンが反転する前に、通常活性領域、非活性領域および停止領域を有した。反転スキャンは、常に材料の良好な再表面安定化処理を示す高い電位において前方スキャンと交差した。分極試験の後、試料は７倍乃至９０倍に拡大してステレオズーム式顕微鏡で検査された。２０重量％乃至３０重量％のプラチナ試料は、孔食も汚染も示さなかった。他の試料には孔食および汚染が生じたが、これはボタン溶融中に生じた空洞もしくはシリコン粒子によるものであると仮定される。

（例２）
引張および疲労試験を行うために、１２．５重量％のプラチナ（対３１６Ｌ比率）および３０．０重量％のプラチナ（対３１６Ｌ比率）を有するチューブを用意した。比較するために、１００重量％の３１６Ｌステンレスのチューブを用意した。チューブを準備するために、３インチ（約７．６ｃｍ）の鍛造ビレットを切削して中空の円筒を成形し、同円筒をチューブの最終径まで伸ばした。各チューブの最終的な外径は約０．０７インチ（０．１７８ｃｍ）であった。伸ばし加工後に、チューブは焼きなましされた。チューブは、引張試験用に７インチ（１７．８ｃｍ）の長さに切断された。引張試験の結果の平均は次の通りである。

１２．５重量％のプラチナ（対３１６Ｌ比率）および３１６Ｌステンレス合金について、最大荷重４５キロポンド毎平方インチ（ｋｓｉ）（約３．１０２６４ｘ１０^８パスカル）で軸疲労試験を行った。１２．５重量％のプラチナにおいては、１試料は５７５，０００回転で破損が生じ、別試料では６７３，０００回転で破損が生じ、３番目の試料は破損無しで１，０００，０００回転を繰り返した。３１６Ｌステンレス合金においては、１試料では３５６，０００回転で破損が生じ、別試料では５５４，０００回転で破損が生じ、３番目の試料は破損無しで１，０００，０００回転を繰り返した。

本発明の好適な実施形態は、ステントをＸ線撮影上より見やすく、臨床上より効率良くするために、放射線不透過率を強化した合金で成形された拡張可能な冠動脈ステントを有する。ステントの製造工程において使用されるステンレス鋼に類似する性質を維持しながら、強化された放射線不透過率が得られる。これらの目的は、商業的に入手可能な合金を真空誘導溶解することにより、貴金属であるプラチナを３１６Ｌに添加して好適に達成できる。位相的に有害な稠密充填位相の構造から生じたミクロ構造を有しないことは、位相計算方法（Ｎｅｗ ＰＨＡＣＯＭＰ）を使用することにより確定され、Ｘ線回折透過電子顕微鏡により確認された。プラチナが選択されたのは、ニッケルの２倍を超える密度を有し、オーステナイト組織としてほぼ半分の効果でニッケルの含有量を最小限にまで減少させることができる。

３１６Ｌ合金は、フェライト含有および含有量に対するＡＳＴＭ（米国材料試験協会）規格の要件を備えていなければならない。そのような合金において、位相的に稠密充填位相（ＴＣＰ）の存在は、合金の延性に及ぼす影響により容認されない。

稠密充填位相（ＴＣＰ）が特定されない他の要素を３１６Ｌの母体に添加して成形するかどうかを測定するために、位相計算方法（Ｎｅｗ ＰＨＡＣＯＭＰ）を使用した。その時点では、プラチナのＭｄ変数は公開されておらず、入手できるＭｄ変数を元に仮定された変数が使用された。

３１６Ｌを母体とするプラチナにおいては、次のような平均Ｍｄ変数を算出した。

合金を含む１００グラムのプラチナインゴットは、鋳造、回転、焼きなましおよび機械加工されて成形される。Ｘ線回折は、ＴＣＰ相もしくはフェライト相のいずれかの存在を測定するために使用された。回折結果は、プラチナを含有するＢｉｏＤｕｒ３１６ＬＳにおいてフェライト相もしくはＴＣＰ相の不在を示した。放射線不透過率の測定結果は、成形された冠動脈ステントの放射線不透過率が、約５．０重量％のプラチナによって十分に強化されたことを示した。よって、力学的試験用の試料および使用する可能性のある製造工程を準備するために、５０ｋｇのインゴットを鋳造することにした。その後、プラチナの含有量が３０重量％までの一連の小型インゴットをさらに鋳造した。次に、以前と同様に加工し、同じ分析を行った。ＴＣＰ相は現れず、放射線不透過率の結果を予想と比較した。次に、チューブを５重量％のインゴットから製造し、その後、１２．５重量％および３０重量％のインゴットから製造した。これらのチューブは、光学透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）により検査され、これらの合金のいずれにおいてもＴＣＰ相が現れなかった。

合金の加工は、フォイルの最終的な厚さの寸法管理およびその粒子寸法の維持に関する問題を緩和する。この合金から製造され、かつ溶接されたチューブは、ステントを加工するために使用されることが好ましく、同ステントは、フォイルを回転させてチューブを成形し、継ぎ目をレーザー溶接し、規定のステントの直径にまで伸ばす。化学的エッチング加工が行われ、同加工において、移植用と認定された医療装置を製造するためには、極めて一定した壁厚および粒子寸法を有するチューブが必要とされる。

壁厚および粒子寸法の制約に基づき、使用されるフォイルを製造するための好適な工程が開発された。図４は、チューブ製造およびステント成形に先立つ合金の加工工程を示す。商業的に入手可能なステンレス鋼であるＢｉｏＤｕｒ３１６ＬＳのロッド状のものを、追加要素であるプラチナおよび、合金をＦ１３９の組成物の規格内に維持するために必要なクロムおよびモリブデンなどの特定して追加された要素と共に真空誘導溶解（ＶＩＭ）することによって、合金が生成される。合金は真空アーク再溶解（ＶＡＲ）によって精製され、インゴットに成型される。インゴットは、鍛造工程を通してビレットに成形される。ビレットは、２段圧延機の熱間仕上げおよび４段圧延機の冷間仕上げによってシート状に成形される。フォイルは２０段圧延機（Ｚ圧延機）によって厚さを最終的に４０％縮小させて成形される。

真空誘導溶解（ＶＩＭ）は、鋼鉄（他の合金も同様に）を融解して鋳造するために真空槽内で誘導炉を使用する治金加工のことである。真空誘導溶解（ＶＩＭ）は、水冷された銅コイルで取り巻いたルツボ内に合金要素を一緒に入れて熱する工程からなる。高周波電流がコイルを流れて、ルツボ内の物質が融解し、強力な電磁撹拌作用が生じる。真空で行うことによって、酸素および他の有害な物質が形成されて工程に不都合な影響を与えないように、合金内に存在する不純物の量が最小限に押さえられる。

真空アーク再溶解（ＶＡＲ）において、ＶＩＭ工程で製造された合金から成形されたロッド間の高電流直流アークおよび水冷された銅のルツボ内に含まれる合金の融解された金属槽が維持される。真空アーク再溶解（ＶＡＲ）工程は、ＶＩＭ工程同様に、真空で維持されることによって、合金の清浄度を維持し不純物を排除する。再溶解工程では、良好な内部構造および化学的に優れた均等度を有するインゴットが製造される。

鋳造されたインゴットをビレットに鍛造することは、２つの平らな金型の間にインゴットを挟んで押圧して行われ、この工程は「アプセッタ」鍛造として周知である。鍛造工程において、鋳造中の金属のミクロ構造が鋳造される金属から鋳造物の構造に変わる。例えば、化学的に不均等な粒子を有するインゴットから均一な粒子を有する鋳造物に変わる。

熱間圧延は、合金の再結晶化温度よりも高熱で行われる。鋳造加工されたビレットは、熱せられ、一対の硬化鋼ローラーによって複数回引き延ばされて、薄い平面状の合金に加工される。粒子は最初に引き延ばされて、次により小さい均一な粒子に再結晶化されることによって、鋳造されたビレットの治金構造よりも、より高い強度と延性を有する。

冷間圧延は、室温で、粒子を再結晶化することなく厚さを減少させるために、プレート状態において行われる。冷間圧延は、清浄な表面処理、わずかな寸法公差および良好な力学的性質を有する薄膜を製造できるという効果を有する。

合金をフォイル状に圧延する最終段階では、適切な粒子寸法および力学的性質を維持するために、厚さを４０％減少させる必要がある。通常の圧延機は、「圧延偏差」、即ちロールが圧延荷重に対応して外側に曲がる傾きに影響される。これは、圧延された材料が王冠状をなし、中心部が外縁部よりも薄くなるためである。より大型のロールを使用し、ロールを樽形状（そり状）にして圧延偏差の影響を相殺して、この現象に対処することができる。しかしながら、大型ロールはより平坦化しやすく、圧延荷重に対応してロールが楕円状に膨張する。ロールの平坦化は最終材料にたわみを生じさせ、減少できる材料の量を限定する。

上記の冷間圧延の問題点を緩和するためには、Ｚ圧延機を使用することが有効である。Ｚ圧延機は、「クラスター」圧延機として周知の圧延機に含まれる（図５参照）。金属に接する２つの小径ロールは、１組の大型ロールに支持される。小径ロールにより、圧延機はロールの平坦化の影響を受けることなく、材料を４０％削減できる。小径ロールはまた、圧延荷重の必要性を軽減し、材料が水平方向に引き延ばされることを防止する。大型の支持ロールはワークロールのたわみを防止するので、フォイルの厚さが一定に維持される。

上記工程で製造された合金を検査するために、ＢｉｏＤｕｒ３１６Ｌステンレス鋼ロッドおよびプラチナをＶＩＭ炉内で溶融した。直径約１５ｃｍ、長さ２０ｃｍのインゴットが製造された。プラチナを強化したステンレス鋼のインゴットの組成物を測定し、下記表５においてＢｉｏＤｕｒ３１６Ｌの標準的な組成物と比較して表示した。

材料をさらに精製し、その品質を向上させるために、ＶＩＭインゴットに対して、ＶＡＲ工程を行った。インゴットは真空槽に固定されて、電極（溶接棒）として作用した。材料を通過する電流は、２６Ｖで１，５００Ａから最大３２Ｖで４，８００Ａまで徐々に増加させた。インゴットは、次に直径約１５ｃｍ、長さ２０ｃｍまで再凝固された。

熱間圧延工程用に材料を準備すべく、インゴットは鍛造されて長方形のブロック状（ビレット）に成形された。インゴットは、５時間の浸漬時間の間に１，２３０°Ｃに熱せられて鍛造工程に移された。材料は、約９．５ｃｍｘ１７ｃｍｘ２２ｃｍのビレットを製造すべく、鍛造工程の間で材料を再加熱して、圧縮作業を繰り返してアプセッタ鍛造された。

ビレットを二重圧延機内でプレート状に熱間圧延する工程は、数段階において行われ、１パス（圧延機に材料を通して圧延すること）当たり、通常１０％の削減を行った。ビレットは、初期温度１，２３０°Ｃでスラブ状に圧延され、上昇する温度を維持すべく、その後のパスの間に再加熱された。スラブは最終的な厚さ１．３３ｃｍ（０．５２２インチ）のプレート状になるまで圧延され、十分に均一になっているため鍛造工程で再平坦化を行う必要がなかった。材料が１，０４０°Ｃで１４分間焼きなましされてから、室温を送風機によって下げた。

プレートを四段圧延機に移して、１，０４０°Ｃで不定期的に１５分間焼きなましを行い、冷間圧延してさらに５％削減した。冷間圧延工程の第１段階によって得られたシートは、１．６３ｍｍ（０．０６４インチ）の厚さを有する。冷間圧延されたシートをコイル状に巻いて固定し、９５０°Ｃで真空バッチ焼きなましを行った。ストリップは洗浄され整えられて、さらに四段圧延機において冷間圧延されて、０．６９ｍｍ（０．０２７インチ）の厚さにまで引き延ばされた。

Ｚ圧延機における最終的な引き延ばしの前に、ストリップ状のプラチナ強化材料は、１５．８８ｃｍ（６．２５インチ）の幅に整えられて、水平炉内で１分間に約２ｍ（１分間に６フィート）ずつ１，０６５°Ｃで焼きなましされた。次に、材料はＺ圧延機に装着されて、最終的に０．１５ｍｍ（０．００６３インチ）の厚さに削減された。最終焼きなましは、水平炉内で１分間に約１ｍ（１分間に３フィート）ずつ１，０５０°Ｃで行われた。

フォイルは、標準的な３１６Ｌステンレス鋼に比べて、増加した放射線不透過率定数を有し、冠動脈ステントにとって理想的なものとなっている。さらに、材料の特性もしくは生体適合性を損なうことなく、３１６Ｌステンレス鋼にプラチナが添加された。

マトリックスのミクロ構造、粒界構造、第２位相構造および変形構造は、合金添加物の機能および加工条件として見なされ、生じた合金の性能および安定性と相互に関連する。光学顕微鏡および透過電子顕微鏡を使用して、市販の３１６Ｌステンレス鋼のミクロ構造にプラチナを添加した効果を検査した。結果は下記に詳細を示すが、プラチナを３０重量％まで添加した３１６Ｌのミクロ構造上の特性においては、ほとんど変化がない。

４種類の物質がこの研究において検査された。即ち、一般的にステント製造に使用されているＢｉｏＤｕｒ３１６Ｌステンレス鋼、およびプラチナを５重量％、１２．５重量％および３０重量％含有する３種類の改良合金で、ここではそれぞれ５％強化プラチナ、１２．５％強化プラチナおよび３０％強化プラチナと称する。透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）における分析用の試料は、周知のステントを製造するために使用される方法と類似する方法で熱力学的に加工されたチューブ状のこれらの合金から機械的に切断された。これら４試料は、電子的に透明性を有するまで２０Ｖおよび１５°Ｃで酢酸内に１０重量％の過塩素酸を有する電解液内で電解研磨された。ＴＥＭ試験は、回折コントラスト試験用の２重偏向資料台およびミクロ化学分析用のＸ線エネルギー分散分析（ＸＥＤＳ）装置を備えたＦＥＩ／フィリップス ＣＭ２００電子顕微鏡において２００ｋＶに加圧して行われた。

この試験における４合金のミクロ構造を図６に示す。これらの顕微鏡写真を比較すると、プラチナを３０重量％まで添加した母体のミクロ構造にはほとんど変化が見られない。各合金とも、材料はオーステナイト系のマトリックスからなり、ステンレス合金の熱機械処理により、同マトリックスは対になり残留転位密度を有する。顕微鏡写真から判るように、粒界付近もしくはオーステナイト結晶粒内のいずれかにおいて、第２位相の大規模な析出はない。しかしながら、これらの物質において第２位相が存在しないという訳ではない。粒状カーバイド内および粒状カーバイド間および／もしくは酸化沈殿物が、図７において示される５％プラチナ強化合金のように、試験を行った合金全てにおいて観察された。Ｘ線エネルギー分散分析（ＸＥＤＳ）、化学分析および電子回折の組み合わせによって、これらの沈殿物は、３タイプ、即ち（Ｍｏ，Ｃｒ）_２Ｃ、（Ｍｏ，Ｃｒ）_２３Ｃ_６もしくは（Ｃｒ，Ａｌ，Ｔｉ）_２Ｏ_３のうちの１つであると認識される。ＸＥＤＳシステムの検出能力の範囲内において、沈殿物のいずれにおいてもプラチナは検出されなかった。沈殿物の数および特定のタイプは、製造中に生じた不純物およびそれに続くステントの高温加工工程によるものであり、これらの材料の種類に共通する。しかしながら、沈殿物が低密度であるために、その存在が、バルク材料の力学的および化学的安定性に顕著な影響もしくは悪影響を与えることは予測されない。

変形状態は、材料の力学的安定性および応力腐食割れに対する抵抗を測定する上で重要であり、母体の３１６Ｌ合金においては主に平面状である。行った試験は、図８に示される３１６Ｌおよび１２．５％プラチナ強化合金の両方から転位した構造によって示されるように、プラチナの添加に伴ってより平坦化が進むことを示唆している。平坦化変形は、拡張された輻輳および多極構造を形成する多数の平坦形状に配列される。そのような変形構造は、面心立方（オーステナイト系）合金において共通し、これらの材料において、オーステナイト系マトリックス内の合金化元素の幾つかの低積層欠陥エネルギーおよび短距離秩序もしくは集積性の結合から生じる可能性が高い。これらの材料において、平面タイプは主にスリップ平面であり、主にスリップ方向である。これらの転位は、マトリックス粒子内で第２位相粒子と相互に作用するが、材料内の沈殿物の低下により、この相互作用はバルク材料の特性に影響をあたえることはない。

主な変化は、５％プラチナ強化合金のミクロ構造において、焼きなまし温度の作用として生じる。例えば、図７は、続く９５０°Ｃの熱処理における合金の典型的なミクロ構造を示しており、一方、図９は、続く１０００°Ｃの焼きなましにおけるミクロ構造的特性を示す。より高い温度において、転位密度は著しく減少し、明確に画定された｛１１１｝型双晶を有する清浄な小粒子を生じる。

プラチナ強化合金のミクロ構造においてプラチナを添加する主な効果は、鉄よりも大きな原子半径を有するプラチナ原子を加えた結果として、オーステナイト系の結晶格子内でわずかに拡張が生じることである。よって、格子の変数が、３１６Ｌ合金の約３．５９９オングストロームから３０％プラチナ強化合金の３．６６２オングストロームまで増加したが、プラチナ強化合金は室温においてオーステナイト系構造を保つ。この変化は、図１０に示されるように、プラチナを有し、３１６ＬＳ合金の回折パターンを３０％プラチナ強化合金と近接比較することにより観察できる、オーステナイト粒子のゾーン軸回折パターンにおける回折点間の間隔においてわずかに収縮することにより、透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）に反映される。プラチナの添加に伴う格子の変数における拡張は、微量化学分析中に発見されたプラチナを含有する第２位相の不在と同時に発生し、合金内のプラチナの含有量の増加（図１１）に伴うオーステナイト系粒子内のプラチナの増加段階を示しており、これは、検査を行った試料の限度、即ち３０重量％までのプラチナの含有量において、オーステナイト組織と共に固溶体となることを示唆している。

市販のステンレス鋼（ＢｉｏＤｕｒ３１６Ｌステンレス鋼）のミクロ構造に３０重量％までプラチナを添加した場合の効果に関する試験結果は、プラチナが合金と共に固溶体となり、材料のミクロ構造の特性を著しく変えることなく面心立方の結晶格子の拡張を生じさせることを明確に示している。

ステントに使用するための合金の適合性を測定するために、生体内の合成溶液内の血液もしくは血漿の代表値における合金の耐食に関して３１６Ｌにプラチナを添加した効果が試験された。さらに、プラチナ強化合金の耐食に関する溶融工程からの酸素含有量の影響を測定する検査を行った。

本研究において使用された材料は、３１６Ｌおよび５％のプラチナを添加して変性させた同じ材料である。クロムおよびモリブデンの添加は、ＰＲＥ＝［Ｃｒ］＋３．３＊［Ｍｏ］の式を使用して、合金の孔食抵抗等価（ＰＲＥ）をＰＲＥ２６もしくはそれよりも高く維持するために行われており、［Ｃｒ］および［Ｍｏ］は合金内のクロムおよびモリブデンの含有量である。合金５０は、最初に真空状態で溶融し、次に真空アーク再溶解（ＶＡＲ）炉内で再溶融された。次に、合金５０を使って合金５４および合金５６を製造した。両合金は、アルゴンの分圧の下でヘザリントン（小誘導）炉内で再溶融された。合金５４は、新しいアルミナ（Ａｌ_２Ｏ_３）のルツボ内で再溶融され、新しい円錐形の鋳型に流し込まれた１ｋｇの合金５０からなる。合金５６は、合金５４と同じルツボで溶融し、円錐形の鋳型に流し込んだ１ｋｇの合金５０、２５０ｐｐｍのアルミニウムおよび７５０ｐｐｍの酸化カルシウム（ＣａＯ）からなる。後者の合金は、異なる酸素含有量を有するように意図されたものである。

合金のウェット化学および誘導結合プラズマ原子吸光分光（ＩＣＰ ＡＡ）分析の結果は表６において示した。全ての合金は、３１６Ｌについて分析した数値よりも高い酸素含有量を有した。

本試験における全ての合金の磁化率を評価するために使用された初期の腐食試験は、ＡＳＴＭ Ｆ２１２９である。この方法は、３１６Ｌおよび他の全ての合金の孔食に対する抵抗を評価するために使用された。ＡＳＴＭ Ｆ２１２９検査の結果に基づき、３１６Ｌおよび合金３６（および類似する合金３７）について追加試験を行った。これらの追加検査方法には、ＡＳＴＭ Ａ２６２（オーステナイト系ステンレス鋼における粒界破壊に対する感受性を検出するための標準的技法）の技法Ｅ、およびＡＳＴＭ Ｆ７４６（金属外科埋め込み材料の孔食もしくはすき間腐食のための標準検査方法）が含まれた。

ＡＳＴＭ Ｆ２１２９検査方法は、循環する前方及び後方への電位動による分極化を使用して、小型の金属製移植医療装置もしくは部品の腐食感受性を評価することを意図している。特定の装置の例としては、血管内ステントが含まれる。検査方法は、移植される状態の装置の最終形状および完成した状態で行われる。装置はその全体において検査されなければならない。完成品を評価することが本試験の目的ではないが、この検査方法は、合金および３１６Ｌの局部的な腐食状態を比較するために使用された。したがって、両種類の合金が、試験に先立って同じ方法で準備された、即ち、１２０グリットの酸化アルミニウム研磨剤で研磨された表面を焼きなましした。ＡＳＴＭ Ｆ２１２９では、シミュレートされた複数の生理学的検査処理溶液を選択できる。血漿に最も近い組成物を有しているため、リンジャーの溶液が選択された。３１６Ｌ、合金５０、合金５４および合金５６の試料が、３７°Ｃで高純度の窒素で脱気した後に溶液に浸された。次に、開回路浸食電位（Ｅ_ｃｏｒｒ）が１時間測定された。１時間後に、循環式電位動的走査が、１０ｍＶ／分で正方向にＥ_ｃｏｒｒに対して１０ｍＶ負の値から行われた。電流密度が破壊電位（Ｅ_ｂ）での電流密度の２０倍の値に達すると、電位は反転する。Ｅ_ｂは、孔食核生成電位（Ｅ_ｎｐ）と称されることもある。最終電位がＥ_ｃｏｒｒに対して１００ｍＶ負の値に達した時、または、電流密度が受動電流密度よりも低下した時に、走査は中止されて、保護電位Ｅ_ｐｒｏｔが観察された。

試料は、標準のアベスタ（Ａｖｅｓｔａ）セルをシミュレートすべく変更された平坦セルにおいて検査された。割れ目のない状態を維持するために、高純水をファイバー・ワッシャから０．６ｍｌ／分流した。すべての検査を少なくとも２度繰り返した。

試験は、ＡＳＴＭ Ａ２６２Ｅ、即ちＡＳＴＭ Ｆ１３８外科的埋め込み用（３１６Ｌ）に鍛造された１８クロム−１４ニッケル−２．５モリブデンからなるステンレス鋼のバーおよびワイヤの標準規格、およびＡＳＴＭ Ｆ１３９外科的埋め込み用（３１６Ｌ）に鍛造された１８クロム−１４ニッケル−２．５モリブデンからなるステンレス鋼およびストリップの標準規格の要件に従って行われた。この試験は、粒界破壊に対するオーステナイト系ステンレス鋼の感受性を測定する。

３１６Ｌ、合金３７および合金３８の試料、それぞれ２点ずつが、焼きなましおよび感作された熱処理の両条件において試験された。感作された試料は、６７５°Ｃで１時間熱処理された。全ての試料は、１２０グリットの酸化アルミニウム研磨剤で研磨された。次に試料は、銅顆粒を埋め込まれ、２４時間の間１００ｇ／Ｌの水酸化銅硫酸（ＣｕＳＯ_４・Ｈ_２Ｏ）の沸騰溶液、および１００ｍｌ／Ｌの濃縮硫酸（Ｈ_２ＳＯ_４）にさらされた。その後、試料は、試料の厚さと等しい直径を有する主軸上で１８０°曲げられた。次に、曲げられた試料は、感作されたことを示す割れ目を２０倍で検査された。感作されたことを示す割れ目の兆候は見られなかった。

試験はＡＳＴＭ Ｆ７４６に従って行われたが、この試験はＡＳＴＭ Ｆ１３８およびＡＳＴＭ Ｆ１３９の要件ではない。試験の比較指標を測定するためだけに行われたものである。結果は、検査方法の特定の条件の下での孔食およびすき間腐食に対する抵抗を増加するために、合金の順位付けに使用された。方法は、昨今外科的埋め込み用に使用可能であると見なされている３１６Ｌステンレス鋼を崩壊させるような厳しい条件を課すように意図されたものであり、検査のより厳しい段階において孔食およびすき間腐食を受ける合金が、外科的埋め込み用として体内に配置された時に、必ずしも局部的な腐食は受けるとは限らないことに留意すべきである。

３１６Ｌおよび合金３８の各３試料が、焼きなまし条件において評価された。管状の試料の表面は、最初に１２０グリットの酸化アルミニウムの研磨剤で研磨される。不活性のテイパーされたカラーに取り付けられ、蒸留水に９ｇ／Ｌの塩化ナトリウム（ＮａＣｌ）を有する生理食塩水の電解液に、３７°Ｃで１時間浸し、腐食電位が設定された。次に、飽和カロメル電極（ＳＣＥ）に関して、局所的腐食が、試料を定電圧的に８００ｍＶの電位にまで分極することによって誘導された。局部的腐食の誘導は、大幅に増加する分極化された電流によって示された。電位は、元の腐食電位もしくは元の腐食電位よりも高い電位のいずれかにおいて、予め選択された電位までできるだけ早く下げられた。合金が、予め選択された電位において、局所的な腐食の影響を受けやすい場合、電流は相対的に高い値で留まり、時間と共に変動した。孔もしくはすき間が予め選択された電位において再不動態化し、局所的な腐食が停止すると、電流は不動表面の標準的な値まで下がり、引き続き減少した。再不動態化が発生した場合は、試料は再分極化し、より大きな電位まで減少し、電流反応が観察された。これは試料が、再不動態化しなくなるまで繰り返された。局所的な腐食に対する臨界電位が、予め選択された最高電位となり、ポテンシャルステップ法の後に局所的な腐食が再不動化した。

図１２は、脱気したリンジャーの溶液に浸した３１６Ｌおよび合金５６の循環式電位動的分極化曲線を示し、これは、通常のｐＨ値で塩化溶液に接触させた鉄を母体とする合金の通常値である。曲線は、不動態、孔の発生および成長による不動態の崩壊、および十分に発達したヒステリシス・ループの拡大した範囲を示す。ヒステリシス・ループの存在は、合金が局所的な腐食の影響を受けやすいことを示す。図１２に示された合金５６の曲線は、他の全ての合金の曲線と質的に類似する。全ての検査の終わりにあたって、孔は露出部内で観察され、試料が試験用セルに密閉された場合はすき間腐食の兆候は見られなかった。

ＡＳＴＭ Ｆ２１２９検査から測定された変数は、Ｅ_ｃｏｒｒ、Ｅ_ｂおよびＥ_ｐｒｏｔである。３１６ＬのＥ_ｂ値は他の合金よりも高かったが、３１６Ｌおよび他の全ての合金ともに、腐食電位よりも高い破壊電位を示した。

表７は、ＡＳＴＭ Ｆ２１２９検査における３１６Ｌおよび他の全ての合金の測定および導出値の結果をまとめたものである。データは、ＩＶＴ合金がＥ_ｃｏｒｒ値および３１６Ｌステンレス鋼よりもより活性であるＥ_ｂ値を示したことを表している。

含有物によって引き起こされるなどの不動態被膜における局所的な欠陥は、局所的な腐食に対する影響を増加させる。溶融および製造工程中に酸素を合金に取り入れることは、結果的に酸化物を含有した構成となる。腐食試験中に金属の表面に現れる酸化物は、ステンレス鋼の形成された不動態被膜の安定性に影響を与え得る。含有物は優先的に孔の発生場所となり、孔食に対する合金の抵抗力を弱めてしまう。そのために、異なる酸素含有量を有する一連の合金を用意して検査を行った。０．０１重量％と０．０３０５重量％との間の合金の酸素含有量の関数としてのＥ_ｃｏｒｒ、Ｅ_ｂまたはＥ_ｐｒｏｔ値においては、発生傾向は観察されなかった。

合金３７および合金３８の反応は、ＡＳＴＭ Ａ２６２Ｅにおける３１６Ｌの反応と同じであった。いずれの合金も、感作性の兆候を示さなかった。試料のいずれにも、曲げたられた径上に割れ目もしくは亀裂は生じなかったが、これは、どの合金も粒間腐食に対して影響を受けないことを示している。

ＡＳＴＭ Ｆ７４６試験においては、少なくとも同試験の範囲によって判断すると、３１６Ｌは合金３８よりも孔およびすき間腐食に対してより高い抵抗性を有するように思われる。これは、３１６Ｌの局所的な腐食の０．２００乃至０．２５０Ｖ_ＳＣＥまでの臨界電位が、合金３８の臨界電位である０．１００乃至０．１５０Ｖ_ＳＣＥよりも若干高いからである。全結果を表８に示す。

検査後に試料を調査したところ、試料のいずれも、テイパーされたカラーによって形成された割れ目におけるすき間腐食、および露出部における孔の発生による局所的な腐食の兆候を示さなかった。

本発明のステントは、治療物質を単独もしくは移植後長期に亘って治療物質を放出する搬送装置内に収めた合金上にコーティング剤を有してもよい。治療物質を搬送するために使用されるポリマーコーティング剤には以下のものが含まれる。ポリカルボン酸、セルロースアセテートおよびニトロセルロースを有するセルロースポリマー、ゼラチン、ポリビニルピロリドン、架橋ポリビニルピロリドン、無水マレイン酸ポリマーを有するポリアニハイドライド（無水物）、ポリアミド、ポリビニルアルコール、ＥＶＡ（エチレン酢酸ビニル共重合体）などのビニルモノマーの共重合体、ポリビニルエーテル、ポリビニル芳香族、ポリエチレンオキシド、グリコサミノグリカン、多糖類、ポリエチレンテレフタレートを有するポリエステル、ポリアクリルアミド、ポリエーテル、ポリエーテルスルホン、ポリカーボネート、ポリプロピレン、ポリエチレンおよび高分子量ポリエチレンを有するポリアルキレン、ポリテトラフルオロエチレンを有するハロゲン化されたポリアルキレン、ポリウレタン、ポリオルトエステル、プロテイン、ポリペプチド、シリコン、シロキサンポリマー、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、吉草酸ポリヒドロキンブチレートおよびその混合物ならびに共重合体、ポリウレタン分散液（登録商標ＢＡＹＨＤＲＯＬ等）などのポリマー分散液からなるコーティング剤、繊維素、コラーゲンおよびその誘導体、セルロース、でんぷん、デキストラン、アルギン酸塩およびその誘導体などの多糖類ならびにスクアレン乳剤。

本発明のステントから搬送され得る治療物質には以下のものが含まれる。ヘパリン、ヘパリン誘導体、ウロキナーゼおよびＰパック（デキストロフェニルアラニン プロリン アルギニン クロロメチルケトン）などの抗血栓剤、エノクサプリン、アンギオペプチンもしくは平滑筋細胞の増殖を阻止するモノクローナル抗体、ヒルジンおよびアセチルサリチル酸などの抗増殖剤、デキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、スルファサラジンおよびメサラミンなどの坑炎症剤、パクリタキセル、５−フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、エポシロン、エンドスタチン、アンギオスタチンおよびチミジンキナーゼ抑制剤などの抗腫瘍薬／抗増殖剤／坑縮瞳薬、リドカイン、ブピバカインおよびロピバカインなどの麻酔剤、Ｄ−Ｐｈｅ−Ｐｒｏ−Ａｒｇ クロロメチルケトン、ＲＧＤペプチドを含む化合物、ヘパリン、アンチトロンビン化合物、血小板受容体拮抗薬、アンチトロンビンアンチコード、坑血小板受容体免疫体、アスピリン、プロスタグランジン阻害薬、血小板抑制剤および抗血小板ペプチドなどの抗凝血剤、増殖因子抑制剤、増殖因子受容体拮抗薬、転写活性化因子および翻訳増進剤などの血管細胞成長増進剤、増殖因子抑制剤、増殖因子受容体拮抗薬、転写抑制体、翻訳抑制体、複製抑制剤、抑制抗体、成長因子に対する抗体、成長因子および細胞毒素からなる二元機能分子、抗体および細胞毒素からなる二元機能分子などの血管細胞成長抑制剤、コレステロール降下薬、血管拡張薬、内因性の血管活性メカニズムを妨害する薬剤、アンチセンスＤＮＡおよびＲＮＡ、アンチセンスＲＮＡのコーディング、ｔＲＮＡもしくは欠陥あるいは不完全な内因性の分子と置き換えるためのｔＲＮＡ、酸性および塩基性線維芽細胞、血管内皮成長因子、表皮成長因子、形質転換成長因子αおよびβ、血小板由来内皮増殖因子、血小板由来増殖因子、腫瘍壊死因子α、肝細胞成長因子およびインスリン様増殖因子などの成長因子を有する脈管形成因子、ＣＤ抑制剤を有する細胞周期抑制剤、チミジンキナーゼ（ＴＫ）および細胞の増殖を妨害するために有効な他の薬剤、一群の骨組織形態形成タンパク質（ＢＭＰ’ｓ）、およびＢＭＰ−２、ＢＭＰ−３、ＢＭＰ−４，ＢＭＰ−５、ＢＭＰ−６（Ｖｇｒ−１）、ＢＭＰ−７（ＯＰ−１）、ＢＭＰ−８，ＢＭＰ−９、ＢＭＰ−１０、ＢＭＰ−１１、ＢＭＰ−１２、ＢＭＰ−１３、ＢＭＰ−１４、ＢＭＰ−１５、ＢＭＰ−１６。好適な骨組織形態形成タンパク質（ＢＭＰ）群は、ＢＭＰ−２、ＢＭＰ−３、ＢＭＰ−４，ＢＭＰ−５、ＢＭＰ−６、およびＢＭＰ−７のいずれかである。これらの二量体のタンパク質は、同一二量体、異種二量体もしくはその組み合わせからなり、単独もしくは他の分子と共に提供してよい。代わりに、もしくは、さらにＢＭＰのアップストリーム（生産）もしくはダウンストリーム（排出）効果を誘発できる分子を提供してもよい。そのような分子は、「ヘッジホッグ」タンパク質のいずれか、もしくはそれらのタンパク質をコーティングするＤＮＡを有する。

本発明が本書において述べられた特定の実施形態意外にも様々な形態において明示され得ることは、当業者には理解されるであろう。したがって、形態および詳細における変更は、添付の請求項に記載したように本発明の範囲を逸脱することなく行うことができる。

本発明による好適なステントの斜視図。 主軸上に取り付けられた非拡張状態における本発明による他のステントの斜視図。 好適なステントの枠組み構造を詳細に示す図１Ｂのステントの平面図。 拡張したことを示すために主軸と共に示された拡張状態における図１Ｂのステントの斜視図。 好適な合金および好適なステントの製造に使用されるフォイル材料を成形するために使用される工程のブロック図。 本発明の合金の加工において使用されるＺミルの概略図。 本発明の代表的な４合金のミクロ構造を示す。 本発明の合金において観察された沈殿物を示す。 ３１６Ｌおよび１２．５％プラチナ強化合金の両方からの転位構造を示す。 焼きなまし後の本発明の合金の代表的なミクロ構造を示す。 ３１６Ｌおよび３０％プラチナ強化合金からの回折パターンを示す。 合金中のプラチナの含有量の増加に伴い、オーステナイト粒中のプラチナの増加レベルをグラフ化して示す。 ３１６Ｌおよび本発明の合金の試料の循環式電位動的分極曲線を示す。 様々な酸素含有量の合金の試験結果をグラフ化して示す。

Claims (18)

1. 外面を有する本体部分からなるステントであって、
   同本体部分は、ルーメンに挿入されるように寸法決めされた第１位置から少なくともステントの一部がルーメンの壁に接している第２位置まで拡張可能であることと、前記本体部分は、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および５重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステント。
2. 合金は、３．０重量％までのモリブデンをさらに有する請求項１に記載のステント。
3. 合金は、０．０３０重量％未満の濃度の炭素をさらに有する請求項１に記載のステント。
4. 間に間隙空間を有する複数の相互連結されたストラットによって構成される外面を有する管状構造からなる血管壁を治療するために構成された血管内ステントであって、
   同管状構造は、ステントが血管内に挿入されるように寸法決めされた第１位置から、ステントが血管壁に接する第２位置まで拡張可能であることと、相互連結されたストラットを撓ませ曲げることにより成形された管状構造を拡張させることと、前記管状構造は、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および２重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステント。
5. 合金は、３．０重量％のモリブデンをさらに有する請求項４に記載のステント。
6. 合金は、０．０３０重量％未満の濃度の炭素をさらに有する請求項４に記載のステント。
7. 基端部および先端部を有するステントであって、
   一連の交互する第１山部および第１谷部からなる第１波状帯部と、第１山部は先端方向に指向することと、第１谷部は基端方向に指向することと、第１波状帯部は第１波長および第１振幅を有することと、
   一連の交互する第２山部および第２谷部からなる第２波状帯部と、第２山部は先端方向に指向することと、第２谷部は基端方向に指向することと、第２波状帯部は第２波長および第２振幅を有することと、第２振幅は第１振幅と異なり、第２波長は第１波長とは異なることと、
   第１帯部と第２帯部を連結する少なくとも１つの連結部とを備え、前記ステントは、１１重量％乃至１８重量％のクロム、５重量％乃至１２重量％のニッケル、少なくとも１５重量％の鉄、および２重量％乃至５０重量％のプラチナを含有する、３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金から成形されることとを特徴とするステント。
8. ステントは、０．００５インチ（０．０１３ｃｍ）未満の厚さを有する請求項７に記載のステント。
9. 合金は、３．０重量％までのモリブデンをさらに有する請求項７に記載のステント。
10. 合金は、０．０３０重量％未満の濃度の炭素をさらに有する請求項７に記載のステント。
11. ３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備えた生体適合性を有する合金であって、
    １１重量％乃至１８重量％の間のクロムと、５重量％乃至１２重量％の間のニッケルと、少なくとも１５重量％の鉄と、２重量％乃至５０重量％の間のプラチナとからなる生体適合性を有する合金。
12. モリブデンをさらに有し、モリブデンの重量百分率は２．０乃至３．０の間である請求項１１に記載の合金。
13. 炭素をさらに有し、炭素の含有量は０．０３０重量％未満である請求項１１に記載の合金。
14. 重量百分率がゼロよりも多く２．０未満であるマンガンをさらに有する請求項１１に記載の合金。
15. リンをさらに有し、リンの含有量は０．００８重量％未満である請求項１１に記載の合金。
16. イオウをさらに有し、イオウの含有量は０．００４重量％未満である請求項１１に記載の合金。
17. シリコンをさらに有し、シリコンの含有量はゼロよりも多く０．７５重量％未満である請求項１１に記載の合金。
18. ３１６ステンレス鋼よりも大きいＸ線吸収作用を備え、血管内に使用される生体適合性を有する合金であって、
    １１重量％乃至１８％の間のクロムと、５重量％乃至１２重量％の間のニッケルと、少なくとも１５重量％の鉄と、２．０重量％乃至３．０重量％のモリブデンと、２．０重量％乃至５０．０重量％のプラチナとからなる生体適合性を有する合金。

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