JP4620109B2 - バイオメディカル装置用の放射線不透過性コーティング - Google Patents

Description

開示の内容

〔関連出願〕
本願は、２００４年３月２３日出願の米国仮特許出願第６０／５５５，７２１号および２００４年６月１４日出願の同第６０／５７９，５７７号の恩典を請求するものであり、２００４年１月２２日出願の米国仮特許出願第６０／５３８，７４９号の恩典を請求する２００５年１月２１日出願の米国特許出願第１１／０４０，４３３号の一部継続出願である。これらの特許文献は、参照することを以って、一部または全ての目的のための開示内容を本明細書の一部とする。

〔発明の分野〕
本発明は、医療装置に関する。

〔発明の背景〕
ステントは、心血管疾患の治療において極めて重要な装置になった。ステントは、動脈内に配置でき、その動脈を開存させて十分な血流を維持する小さなメッシュ「足場」である。一般に、ステントは、上腕動脈または大腿動脈を介して患者の器官内に導入され、カテーテルおよびガイドワイヤを用いて所定の位置まで送られる。この最小侵襲性処置は、外科手術の代替法であり、患者の看護およびコスト面で大きな利点が得られるため、現在では、広く用いられるようになってきた。

ステントを配置する際は、所望の位置まで送達できるように通常の直径の数分の１まで圧縮しなければならない。したがって、多くのステントおよびガイドワイヤは、特殊な超弾性特性および形状記憶特性を有するニチノールとして知られているニッケルチタン合金から形成されている。これらの特性はともに、ニチノールが、Ｍ_fとして知られている第１の変態温度未満のマルテンサイト相およびＡ_fとして知られている第２の変態温度よりも高いオーステナイト相で存在するという事実に起因する。Ｍ_fおよびＡ_fはともに、合金におけるチタンに対するニッケルの比率および材料の熱処理によって操作することができる。マルテンサイト相では、ニチノールは、高い延性を有し、容易に変形させることができるが、オーステナイト相では、高い弾性係数を有する。応力がかかると、Ａ_fよりも温度が高いある種のマルテンサイト物質になり、応力が除去されるとこの物質が元の形状に戻る。これにより、超弾性特性すなわち擬似弾性（pseudoelasticity）と呼ばれるニチノールの極めて高い弾性が得られる。さらに、Ｍ_f未満の低い温度に下げられてニチノールが変形された場合、温度がＡ_fよりも上昇すると元の形状に戻る。これが、形状記憶特性である。

超弾性特性および形状記憶特性を有するステントは、小さな直径に圧縮して所定の位置に移動させてから、完全な大きさに戻せるように配置する。通常の体温よりも低いＡ_fを有する合金組成を選択することにより、一旦配置されると、ステントは大きな力で拡張状態が維持される。驚くべきことに、ニチノールは、この手順の際に通常は８％もの歪み変形に耐えなければならない。

ステントおよび同様の腔内装置は、ステンレス鋼または他の合金から形成することもできる。このような金属は、形状記憶特性や超弾性特性を有していないが、このような材料から形成したステントも、使用中に著しい歪み変形に耐えなければならない。

図１は、この圧縮と拡張を容易にするために用いられる多数のステントデザインの１つを例示している。このデザインは、リング型「ストラット」１２を用いている。各ストラットは、小さな直径に収縮可能にする波形構造を有する。ノードとも呼ぶブリッジ１４が、ストラットを連結している。このブリッジ１４も、使用の際に屈曲しなければならない。螺旋デザイン、編組デザイン、織デザイン、およびコイルなどの様々な他のタイプの拡張可能な形状が、当分野で知られており、様々な目的で用いられている。

ニチノールおよび様々な他の合金から形成されるステントの１つの問題は、よく使用される金属の原子番号が小さいため、Ｘ線の吸収が比較的弱いといことである。したがって、通常の寸法のステントは、操作する際および所定の位置にある際にＸ線で視認するのが困難であるかまたは不可能である。このような装置は、放射線透過性と呼ばれる。ステントをＸ線で視認できると、多くの利点が得られる。例えば、いわゆる放射線不透過性により、初めにステントを正確に配置することができ、ステントが所定の位置に配置されたら、医学的に重要な症状を反映しうる形状の変化を確認することができる。

ステントまたはその一部に放射線不透過性を付与する様々な方法が従来技術に開示されている。このような従来技術には、ステントのキャビティを放射線不透過材料で充填する（米国特許第６，６３５，０８２号、同第６，６４１，６０７号）、放射線不透過性マーカーをステントに取り付ける（米国特許第６，２９３，９６６号、同第６，３１２，４５６号、同第６，３３４，８７１号、同第６，３６１，５５７号、同第６，４０２，７７７号、同第６，４９７，６７１号、同第６，５０３，２７１号、同第６，５５４，８５４号）、放射線不透過性が異なる複層材料を含むステント（米国特許第６，６３８，３０１号、同第６，６２０，１９２号）、ステントに放射線不透過性構造要素を含める（米国特許第６，４６４，７２３号、同第６，４７１，７２１号、同第６，５４０，７７４号、同第６，５８５，７５７号、同第６，６５２，５７９号）、放射線不透過粒子を含む結合剤でコーティングする（米国特許第６，３５５，０５８号）、およびステントに放射線不透過性材料をスプレーコーティングする方法（米国特許第６，６１６，７６５号）が含まれる。

ステントに放射線不透過性を付与するこれらの全ての従来技術の方法では、製造コストおよび複雑さが大幅に増大し、かつ／またはステントの放射線不透過性がほんの一部にしか付与されない。最も効率的な方法は、ステントの全ての表面に、単に、十分に密度の高い放射線不透過性材料のコンフォーマルコーティングを施すことである。このようなコーティングは、良好なＸ線コントラスト、生体適合性、および腐食耐性が得られるように十分な厚みを有する必要がある。しかしながら、より困難なことに、このようなコーティングは、クラックや剥離が起こることなく、使用の際に生じる極端な歪みに耐えることができ、かつステントの重要な熱機械特性が維持される十分な延性を有していなければならない。加えて、このようなコーティングは、心臓の鼓動で血管が伸縮するために生じるステントの不断の伸縮に耐えなければならない。

スパッタリング、熱蒸着（thermal evaporation）、および陰極アーク蒸着（cathodic arc deposition）などの物理蒸着法により、金、プラチナ、タンタル、およびタングステンなどのような放射性不透過性材料の密度の高いコンフォーマルコーティングを施すことができる。物理蒸着は、広く使用されており、信頼できるものである。しかしながら、このような方法で形成されるコーティングは通常、本明細書で要求するように、最大８％の歪みを受ける基材に十分に付着していることができない。この問題は、米国特許第６，１７４，３２９号で指摘されており、ステントの使用中に放射線不透過性コーティングが剥離するのを防止するべく放射線不透過性コーティングの上に保護コーティングを施す必要性について言及している。

物理蒸着によって蒸着される放射線不透過性コーティングの別の重要な制限は、ニチノールおよび他のステント材料の温度感受性である。上記したように、形状記憶バイオメディカル装置は、通常の体温よりも僅かに低いＡ_fの値で形成されている。ニチノールが、過度に長い時間に亘って過度に高い温度に持続されると、ニチノールのＡ_f値が上昇し、３００℃〜４００℃を超える温度の持続により、ステントに一般的に用いられるＡ_f値に悪影響が及ぼされる。同様に、ステンレス鋼も過度に高い温度に上昇すると、劣化しうる。他のステント材料も、悪影響を受けるであろう。したがって、コーティング中のステントの時間と温度の履歴が極めて重要である。従来技術では、このような場合、特にステントなどの極めて低い熱質量（thermal mass）を有するような基材の温度を直接制御するのが慣習である。これは通常、温度が制御されている大きな質量すなわちヒートシンクに熱接触するように基材を配置して行われる。この方法は、温度の直接制御として知られている。ステントの形状および構造から、コーティングの際のステントの温度を直接制御するのは困難である。さらに、ヒートシンクに接触するステントの一部がコーティングされないため、得られるＸ線写真の解釈が困難となる。

したがって、当技術分野では、良好なＸ線コントラスト、生体適合性、および耐腐食性を付与する十分な厚みの放射線不透過性コーティングを有するバイオメディカル装置が要望されている。さらに、コーティングは、クラックや剥離が起こることなく使用の際に極端な歪みに耐え、装置の熱機械特性が維持されるように十分な延性を有する必要がある。

〔発明の概要〕
本発明は、剥離することなく装置の使用で生じる歪みに耐えることができる放射線不透過性外側コーティングを有する医療装置に関する。

本発明に従った医療装置は、少なくとも部分的にニッケルチタン合金を含む本体と、その本体の少なくとも一部に設けられたＴａコーティングを含むことができる。Ｔａコーティングは、医療装置が放射線不透過性となるように十分に厚く、かつ剥離することなく装置の使用で生じる歪みに耐えることができる。Ｔａコーティングは、主にｂｃｃ結晶相からなることができる。Ｔａコーティングの厚みは、好ましくは約３μｍ〜１０μｍの範囲である。医療装置は、例えば、ステントやガイドワイヤとすることができる。このようなコーティングは、好ましくは多孔性である。

医療装置上にＴａ層を堆積させるための方法であって、Ｔａスパッタターゲットを含むスパッタコーティングシステムにおける不活性ガスの背景圧力を維持するステップと、このＴａターゲットに電圧を加えてスパッタリングを起こすステップと、所与の時間スパッタリングして所望の厚みのコーティングを形成するステップと、からなり、Ｔａ層は、少なくとも８０％の可視スペクトル放射率を有するのが好ましい。この医療装置は、好ましくは直接加熱または冷却するのではなく、堆積の際の医療装置の平衡温度をこの方法によって間接的に制御する。この平衡温度は、好ましくは１５０℃〜４５０℃の範囲である。この方法の際に、ＡＣまたはＤＣ電圧を、医療装置に定常的に加えるか、またはパルスとして加えることができる。好ましくは１分〜２０分の範囲である第１の時間に亘って、好ましくは３００Ｖ〜５００Ｖの範囲である初期高電圧を加えて医療装置を予備清浄することができる。所定の時間、好ましくは１時間〜３時間に亘って、好ましくは５０Ｖ〜２００Ｖの範囲である第２の低電圧を加えることができる。好ましくは、不活性ガスは、Ａｒ、Ｋｒ、およびＸｅを含む群から選択される。好ましくは、ターゲットにおける電圧により、１μｍ／時間〜４μｍ／時間の堆積速度が得られる。このターゲットは、好ましくは円柱またはプレートである。

医療装置は、外層を有する本体と、この外層の少なくとも一部の上に設けられた放射線不透過性コーティングを含む。このコーティングは、物理蒸着技術を用いて施される。

本発明のこれらおよび他の特徴、態様、および利点は、以下の説明、添付の特許請求の範囲、および添付の図面からより良く理解できるであろう。

〔詳細な説明〕
タンタルは、原子番号が大きく、生物医学的に不活性であり、耐腐食性であるため、本願では、放射線不透過性コーティングの魅力的な材料である。３μｍ〜１０μｍの厚みのＴａコーティングで、良好なＸ線コントラストを十分に得られることが分かっている。しかしながら、Ｔａはほぼ３０００℃の融点を有するため、上記したステントのＡ_f値を維持するために全てのコーティング工程を低い相同温度（homologous temperature）（コーティング材料の融解温度に対する蒸着温度（ケルビン）の比）で行なわなければならない。物理蒸着の分野では、相同コーティング温度が低いとコーティング特性が低下する場合が多いことが知られている。それにもかかわらず、適切な条件下で堆積された放射線不透過性Ｔａコーティングが、許容できない剥離をすることなくステントの使用に固有の歪みに耐えることができることを予期せず見出した。

さらに注目すべきは、実質的にＡ_fに影響を与えることなく、ステントの温度を直接制御せずに高速でこのような粘着コーティングを堆積させることができるという事実である。通常の体温は３７℃であるため、コーティングの後のＡ_f値は、ニチノールの熱機械特性が損なわれないように３７℃よりも低くすべきである。コーティングの後のＡ_f値が低ければ低いほど、より望ましい方法となる。

断熱された基材の場合、平衡温度が、コーティング材料の凝縮熱、基材に衝当する原子のエネルギー、コーティング速度、周囲チャンバの放射冷却、および基材の熱質量などの因子によって決まる。驚くべきことに、このエネルギーバランスにより、許容範囲を超えて温度が上昇することなく、ステントなどの感温性低質量物の高速コーティングが可能となる。ステントの直接的な温度管理が不要になると、コーティング工程が著しく単純になる。これは、製造工程の特に重要な要素である。

本発明は、腔内バイオメディカル装置を含むバイオメディカル装置に放射線不透過性を付与し、かつ許容できない層間剥離が起こることなくこのような装置の使用に固有の極端に大きな歪みに耐えるコーティングに関する。詳細には、本発明は、このような特性を有するＴａコーティング、ならびにステントの熱機械特性に悪影響を与えないＴａコーティングの施工方法に関する。

参照することを以って本明細書の一部とする米国特許第６，４９７，８０３号に開示されている不安定円筒型マグネトロンスパッタリングシステム（unbalanced cylindrical magnetron sputtering system）を用いてコーティングを堆積させた。図２および図３は、セットアップを例示している。それぞれ直径が３４ｃｍ、高さが１０ｃｍの２つのＴａターゲット２０を１０ｃｍ離して用いた。これらは、４０ｋＨｚのＤＣ電力またはＡＣ電力を用いて駆動した。スパッターガスとしてキセノンまたはクリプトンを用いた。両方の陰極への合計電力は、２ｋＷまたは４ｋＷとし、コーティングの際に、ステントに−５０Ｖまたは−１５０Ｖのバイアスをかけた。真空ポンプ、電源、ガスフローメータ、および圧力測定器などの当分野で周知の他の装置は、見やすくするために図２および図３では省略した。

各コーティング実験で、ステント２２は、図２および図３に示されている３つの位置の内の１つに配置した。

位置Ａでは、ステントは、陰極中心線から約７ｃｍ離れた垂直軸を中心に回転する直径１０ｃｍの固定具２４に固定した。ステントの垂直位置は、上部陰極の中心にした。最後に、各ステントは、当分野で周知の方法で、小さな「キッカー」によって、そのステント自身の垂直軸を中心に定期的に回転させた。

位置Ｂでは、ステント２２は、チャンバ中心線から約７ｃｍ離れた回転軸に支持した。ステントの垂直位置は、上部陰極の中心にした。

位置Ｃでは、ステント２２は、陰極中心から約７ｃｍ離れた垂直軸を中心に回転する直径１０ｃｍの固定具すなわちプレート２４に固定した。ステントの垂直位置は、チャンバの中心であって、上部陰極と下部陰極の中間である。最後に、各ステントは、そのステント自身の垂直軸を中心に「キッカー」によって定期的に回転させた。

コーティングする前に、ステントは、超音波槽で暖かい水溶性洗浄剤で洗浄した。１ガロン（約３．８Ｌ）の水に対して０．５ポンド（約２２７ｇ）のクレスト２７０クリーナー（Crest 270 Cleaner）（クレスト・ウルトラソニック社(Crest Ultrasonics, Inc.)）を入れて希釈し、５５℃で用いた。この超音波洗浄を１０分間行った。次いで、ステントを、超音波振動させた水道水中で２分間リンスし、超音波振動させた脱イオン水中で２分間リンスした。次いで、ステントを窒素で乾燥させ、さらに熱風で乾燥させた。ステントを洗浄する方法が、極めて重要であることが分かった。ステントをアセトンおよびイソプロピルアルコールで超音波洗浄した場合、接着不良を引き起こしうる残留物がステントに見られた。このような残留物は、水溶液を用いて行われる場合が多い電解研磨工程の後に残った材料であろう。

Ｔａスパッタリングターゲットは、あるコーティング実験で用いる電力および圧力で、１０分間前処理した。このステップの際に、シャッターでステントをターゲットから隔離した。この予熱により、ステントが、さらに脱気され、実際のコーティングステップの温度に近づくことができる。シャッターを開けた後、約１０μｍの厚みのコーティングが得られるようにコーティング時間を調節した。４ｋＷの電力で、２時間１５分かかり、２ｋＷの電力で、４時間３０分かかった。これらは、製造工程として十分に許容されるコーティング速度である。ステントは、堆積の際にいかなる方法でも直接加熱または冷却しなかった。これらの時間と温度の履歴は、完全にコーティング工程によって決定した。

図４は、約１０μｍの厚みのコーティングとして示されている、ストラット１２上のコンフォーマルコーティングＴａ４０の断面を例示している。この方法でコーティングしたステントを、いくつかの方法で評価した。まず、テープを剥がした時に剥落または剥離があるかを確認するために、ステントを接着テープに押し付けた。次に、ステントを最大限曲げて、剥落について検査した。いずれの場合も、ステントを少なくとも３回曲げ、場合によっては１０回曲げた。最後に、ステントのＡ_f値を、水槽でステントが元の形状に戻る温度を決定して測定した。

表１は、この実験結果をまとめたものである。位置ＡおよびＢにおける剥落のレベルおよびＡ_f値は、実験で極めて類似しており、これらを平均して表の値とした。剥落の程度は、以下の基準で分類した。
レベル５：約１０％またはそれ以上のコーティング領域の剥落
レベル４：約５％〜１０％の範囲のコーティング領域の剥落
レベル３：約１％〜５％の範囲のコーティング領域の剥落
レベル２：約０．１％〜１％の範囲のコーティング領域の剥落
レベル１：剥落が観察されることもあるが、約０．１％未満のコーティング領域の剥落
レベル０：剥落が観察されない

用途によって、許容される剥落レベルは異なるが、剥落レベル２〜０が許容範囲と考える。

位置ＡおよびＢについての結果から、接着を決定づける主な因子がバイアス電圧であることが分かった。−１５０Ｖのバイアスでは、−５０Ｖのバイアスよりも全体として良好な接着が得られる。これは、多くの用途において、高い基材バイアスで良好な接着が得られるという多くの文献のレポートに一致している。しかしながら、Ａ_f値によって決まるように、所与の電力で高温が生成される。

良好な接着を得るには高いバイアスが必要であるという明白かつ重要な例外は、とりわけＡ_f値が最も低く、優れた接着性が得られた実験５である。さらに、実験５のコーティングの外観は、視覚的に目立つブラックであった。これは、いわゆるブラックボディの特徴である極めて高い可視スペクトル放射率を示唆している。図５のグラフに示されているように、反射率は、４００ｎｍの波長で約０．５％と測定され、７００ｎｍの波長で約１．１０％に上昇している。これは、約９９％またはそれ以上の可視スペクトルの放射率である。

極めて低いＡ_f値と優れた接着性の組合せは驚きである。この説明に拘泥するものではないが、観察された結果に一致する１つの可能性として高い多孔性のコーティングが考えられる。低い相同温度（コーティング材料の融点に対するコーティング中の基材温度（ケルビン）の比）は、オープンな円柱コーティング構造を生成することが知られている。観察されたブラックの外観は、極端な多孔性コーティングの結果であろう。コーティングが十分な密度ではないため、このような形態が、極めて低いコーティングストレスに関連していることも当分野で知られている。しかしながら、この説明が正しかったとしても、優れた接着性は大きな驚きである。一般に、このような多孔性コーティングは、接着性が極めて低く、剥落の兆候がなくコーティングを積極的に曲げることができる。

高い放射率のコーティングが得られる別の考えられる理由は、コーティングの際のステントの放射冷却がより効率的であり、これにより、低いコーティング温度の維持が助けられるという事実である。

さらに、参照することを以って本明細書の一部とする米国特許出願第１１／０４０，４３３号に開示されているように、スパッタされるＴａは通常、正方格子（β層として知られている）または体心立方（ｂｃｃ）（α層として知られている）の２種類の結晶層の一方として存在する。Ｔａのα層は、β層よりも大幅に延性が高いため、より大きな歪みに耐えることができる。したがって、本発明には、Ｔａのα層がより好ましい。図６は、コーティングがαタンタルであることを示す、上記した実験５の条件で形成されたコーティングのＸ線回折パターンである。基材バイアスを用いたＫｒまたはＸｅ中でのＴａスパッタリングでは、α層が堆積されることが当分野で知られている。例えば、「サーフェス・アンド・コーティングス・テクノロジー（Surface and Coatings Technology）１４６〜１４７」（２００１年、ｐ３４４〜３５０）を参照されたい。しかしながら、従来技術または我々の経験では、厚みが１０μｍのα Ｔａコーティングが、剥離やコーティング欠損が起こることなくステントの使用で生じる極めて大きな歪みに耐えうることを示すものが存在しなかった。また、従来技術は、α Ｔａをこのようなオープンな多孔性構造に堆積できることを示していない。

オープンな多孔性構造は、他の利点も有する。例えば、コーティング中の微小空洞により、時間経過で徐々に溶出する薬物または他の物質を含めることができる。当分野では、現在、ステントの薬物溶出コーティングは、ポリマー材料を用いて形成されている。多孔性無機コーティングにより、ポリマーのオーバーコートが必要ない薬物溶出ステントを形成できる。

驚くべきことに、位置Ｃにおけるステントは全て、条件にかかわらず位置Ａおよび位置Ｂと同じまたはそれ以上の接着性が得られた。表２は、この驚くべき結果を例示している（ＮＡは、その位置でデータが取れなかったコーティング実験を示している）。位置Ｃにおけるステントは、位置ＡまたはＢのステントの剥落が著しいコーティング条件下でも、常に殆どまたは全く剥落がなかった。表２から分かるように、これが、広範囲のコーティング条件で当てはまる。位置ＣのステントのＡ_f値は、他の条件の位置ＣのステントのＡ_f値と同等であり、ＡＣコーティングの場合、位置ＣのステントのＡ_f値が著しく低いこともあった。約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）の圧力、−１５０Ｖのバイアスで２ｋＷのＡＣ電力で、Ｋｒ中でスパッタコーティングされる位置Ｃでのステント（実験番号２および３）は、メタリックの外観であり、Ａ_f値が３８℃〜４２℃の範囲である。約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）の圧力、２ｋＷのＤＣ電力、−５０Ｖバイアスで、Ｋｒを用いて位置Ｃでコーティングされたステント（実験８）は、ブラックの外観で、Ａ_f値がわずか２４℃であった。２４℃のＡ_f値は、コーティング前のＡ_f値と実質的に変化していない。メタリックおよびブラックのサンプルはともに、優れた接着性を有する。位置Ｃで実質的に常に好ましい接着性およびＡ_f値が得られるという事実は、予想していなかった。

位置Ｃのステントは、位置Ａまたは位置Ｂのステントに比べ、全体的により斜めで、より低いコーティングエネルギー束を受ける。斜めのコーティング束とは、堆積する原子の大部分が、コーティングされる表面に対して、ほぼ垂直以外の方向で到達することを意味する。上側および下側のターゲットから位置Ｃのステントの表面に達する原子の一部は、背景スパッターガス（background sputter gas）との衝突によって著しくエネルギーを損失したり、方向性を失ったりすることなく、コーティング表面に到達する。このような原子は、その殆どが図２および図３に示されているステントに近接したターゲットの部分から来て、斜めのコーティング束を生成する。他の原子は、基材表面に到達する前に、背景ガスと衝突してエネルギーおよび方向性を失う。このような原子は、概ね、離れた位置にあるターゲットの部分から来て、低エネルギーのコーティング束を形成する。エネルギーが背景ガスのエネルギーまで軽減される前に、Ｔａ原子が約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）のＡｒ中を移動する平均距離が、約１５ｃｍ〜３０ｃｍであることを、ウエストウッド（Westwood）が計算した（Ｗ.Ｄ.ウエストウッド（W. D. Westwood）著、「ダイオードスパッタリングシステムにおける堆積速度の計算（Calculation of deposition rates in diode sputtering systems）」、ジャーナル・オブ・バキューム・サイエンス・アンド・テクノロジー（Journal of Vacuum Science and Technology）、第１５巻、１９７８年、ｐ．１）。（この距離は、Ｋｒ中ではやや短くなり、正確な値は、Ｔａ原子の初期エネルギーによって異なる。）われわれの円柱ターゲットは、内径が約３４ｃｍであるため、ターゲットの平面に配置された基材（位置ＡおよびＢ）は、ターゲット間に配置された基材（位置Ｃ）よりも、エネルギーの高い多くの垂直入射原子を受け取る。

図２および図３に示されている円筒型マグネトロンの配置のジオメトリにより、位置Ｃにおけるステントの表面に到達する原子は、比較的斜めの角度で、あるいは比較的低いエネルギーで到達することを、確実にする。図２および図３を参照すると、ステントがターゲットに近く、到達するＴａ原子がエネルギーを殆ど失わない場合、原子は斜角で到達する。そして、ステントがチャンバの中心に近く、到達する角度が小さい場合は、ステントがターゲット表面から離れているため、到達するＴａ原子は、気体との衝突によりエネルギーが失われる。

物理蒸着中の原子が、低エネルギーあるいは傾角で基材表面に到達する場合は、概ね垂直の入射角あるいは高エネルギーで到達する原子から形成されるコーティングに比べて、密度の低いコーティングとなることが、当分野で広く知られている。低い基材バイアス（表１の実験５、表２の実験８）で堆積されたＤＣ低電力コーティングのブラックの外観は、コーティングの相当な有孔率の結果であると考えられる。通常は、低密度物理蒸着コーティングは、望ましくないと考えられているが、比較的低密度すなわち多孔性コーティングとなる条件は、本発明に非常に好ましい結果を与えることが分かった。

コーティングのジオメトリが重要であるという別の証拠が、以下の実験で確認された。図２および図３に示されている固定具を用いて、位置Ｃで、約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）の圧力、２ｋＷのＤＣ電力、−５０Ｖのバイアスで、Ｋｒ中で多数のコーティングを行った。前述したように、ステントを、垂直ロッドを中心に回転させるとともに、ステント自身の垂直軸を中心に回転させた。この方法でコーティングしたステントは、底部はマットブラックであるが、上部は僅かに光沢がある。対照的に、図７に示されているように、ステントの上に第２のプレート２４を配置した点を除いて同じ条件下で、ステント２２にコーティングを施した場合、ステントは、底部から上部まで均一なブラックとなった。

図２および図３に示されている固定具を用いて位置Ｃで得られる均一な外観は、コーティング構造が、ステントとスパッターガスとの互いに対する詳細な位置関係に依存することを示唆している。上記したように、ステントが図３に示されている位置Ｃ１にある場合、ステントは、近接したターゲットの部分から大きな斜角で物質を受け取り、ターゲットの他の部分から到達するコーティング物質は長い距離移動しなければならない。したがって、全てのコーティング束は、大きな角度で到達するか、またはかなり長い距離を移動して、スパッタリングガスとの衝突でエネルギーおよび方向性を失う。しかしながら、ステントが図３に示されている位置Ｃ２にある場合、ステントは、全ての方向からやや小さい角度でコーティングされる。図３に示されている構成では、位置Ｃにおいて、ステントの下部は、ステントを保持するプレートによって底部のターゲットからのより直接的なエネルギー束から遮蔽されるが、ステントの上部は、上部のターゲットからのより直接的なエネルギー束からステントの下部のようには遮蔽されていない。図７に示されているように、ステントの上方にプレートを設けることにより、ステントの全ての部分において、より直接的なコーティングエネルギー束が遮蔽され、は、比較的大きい入射角か、または背景ガスによって散乱され、エネルギーおよび方向性が失われた後のコーティング物質が到達する。ステントの上方のプレートにより、位置の対称性が得られ、ステントに形成されるコーティングが、全体的に均一なブラックになる。

他の方法を用いてチャンバ内の基材の配置および移動を行っても、上記した結果と同様の結果を得ることができ、このような方法は、本発明の範囲内に含まれる。別の実験では、３つのステントを、図８および図９に示されているように配置した。３つ全てのステント２２を、チャンバ内のそれぞれの位置に固定し、コーティング実験の際にそれぞれの垂直軸を中心に回転させた。最も内側のステントは、陰極中心線から３ｃｍ離間し、中間のステントは、陰極中心線から７ｃｍ離間し、最も外側のステントは、陰極中心線から１１ｃｍ離間させた。堆積は、２ｋＷのＤＣ電力、約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）のＫｒ圧力、そして−５０Ｖでステントをバイアスして行った。これらは、表２の実験８に用いた条件と同じである。３つ全てのステントが、マットブラックの外観であり、試験で優れた接着性が確認された。したがって、陰極内の実質的にあらゆる径方向位置に配置され、それぞれの垂直軸を中心に回転されるステントは、ターゲット間に軸方向に配置されれば、満足のいくコーティングが得られる。

それ程好ましくはないが、別法として、衝突により到達する原子のエネルギーを低減させるために、基材から離して大きなターゲットを用いるか、または入射コーティングを斜めにする方法があるが、この方法では、スパッタリングガスの圧力が上昇する。

スパッタリングは、ガスが連続的に流れる条件下で行う。すなわち、スパッタリングガスが、一定の速度でチャンバ内に導入され、同じ速度でチャンバから排出されるため、圧力が一定になり、チャンバ内のガスが連続的にパージされる。この流れは、コーティングの際にシステムから発生する蒸気などの不所望の気体を除去するために必要である。このような不所望の気体は、成長するコーティングに混入して、その特性に悪影響を及ぼしうる。

拡散ポンプ、ターボ分子ポンプ、および低温ポンプなどのスパッタリングに用いる高真空ポンプは、それらの開口部での許容圧力に制限がある。したがって、高いスパッタリング圧力を得るためには、このようなポンプを「絞る」、すなわちチャンバの圧力をポンプの圧力よりも著しく高くする制限をポンプの開口部に配置する必要があることがよく知られている。このような「絞り」は、チャンバ内を通るガスの流れ、すなわちガスの流速が必然的に低下する。驚くべきことに、高いガスの流速で、コーティングの接着性が改善されることを見出した。

ある実験では、内径が１９ｃｍ、長さが１０ｃｍの円筒型マグネトロン陰極を用いて、約３．９９Ｐａ（３０ミリトル）のスパッタリング圧力、Ａｒ中で、Ｔａを用いてステントをコーティングした。この圧力を得るために、真空システムのターボ分子高真空ポンプを絞る必要があった。このコーティングの際のＡｒの流量は、２１Ｌ／秒の絞られたポンピング速度に一致する約８４Ｐａ（０．６３トル）‐Ｌ／秒とした。ステントは、ターゲット表面から約９ｃｍ離して、陰極の中心に配置した。陰極のスパッタリング電力は２００Ｗとした。ウエストウッドの計算によると、熱運動速度に達する前に約３．９９Ｐａ（３０ミリトル）でＡｒ中を移動するＴａ原子の平均距離は、その初期エネルギーによって異なるが、１．７ｃｍ〜３．４ｃｍの範囲である。したがって、このようなコーティング条件では、極めて密度の低いコーティングが得られるはずである。外観がブラックのコーティングされたステントはこれに当てはまる。しかしながら、コーティングの接着性は、極めて低かった。

別の実験では、図２および図３に示されているように、直径３４ｃｍの２つの陰極を用いて、位置Ｃでステントにコーティングを施した。このスパッタリングガスは、約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）の圧力のＫｒとした。２ｋＷのＤＣ電力、−５０Ｖの基材バイアス、および表２の実験８の条件を用いた。Ｋｒの流速は、２８ｃｍ³／分（標準状態換算）（standard cubic centimeters per minute）、すなわち約４８Ｐａ（０．３６トル）‐Ｌ／秒とした。約０．４５Ｐａ（３．４ミリトル）の圧力では、これは、コーティング中の１０４Ｌ／秒の絞られたポンピング速度に一致する。得られたブラックのコーティングは全て、試験すると、レベル１〜３の剥落であった。次いで、ポンプの絞りの位置を変更して、Ｋｒの流速を２００ｃｍ³／分（標準状態換算）、すなわち約３３７Ｐａ（２．５３トル）‐Ｌ／秒に増大させた。前回と同じ電力、圧力、およびバイアスレベルで、Ｃ位置でステントにコーティングを施した。条件の違いは、このコーティングの際に絞ったポンピング速度を７４４Ｌ／秒とした点だけである。この場合、コーティングを検査すると、剥落や割れがなかった。このような条件下で磨きステンレス鋼表面に設けられたコーティングの表面の走査電子顕微鏡写真を図１１に示す。コーティングのオープンな多孔性がはっきりと確認できる。

上記した結果から、高いスパッタリング圧力を得る際に通常は必要となる低いガスの流速では、十分な接着性が得られないという結論に達した。スパッタリング圧力とシステムのジオメトリは、コーティング束が、大きな入射角で基材表面に達するか、またはスパッタリング原子がターゲットから十分に離れた距離移動してエネルギーが著しく軽減されてから基材表面に達するように選択しなければならない。

図示したように、円筒マグネトロンのジオメトリにより、これを十分に達成することができるが、平面状のターゲットを用いても同じ結果を達成できる。平面状のターゲットを用いても同じ結果を達成できる。平面状のターゲットの場合は、ターゲットと基材との距離が十分に離れるように基材をターゲット表面から十分に離す必要がある。別法として、コーティング材料が大きな入射角で到達するように、基材を平面状のターゲットの側方に配置することができる。この構成は、図１０に例示されている。もちろん、平面状のターゲット５０の場合、図示されているステント２２の位置により、コーティング材料が非効率的に使用されることになる。それでも、図１０は、円筒型マグネトロン以外のジオメトリを用いて、どのように本発明の方法を使用できるかを例示している。

本発明は、特定の好適な形態を用いてかなり詳細に説明してきたが、他の形態も可能である。例えば、ステント以外の装置を、Ｔａまたは別の放射線不透過性材料でコーティングすることができる。したがって、添付の特許請求の概念および範囲は、ここで開示した好適な形態の説明に限定されるべきものではない。

添付の特許請求の範囲、要約書、および添付の図面を含む本明細書に開示した全ての特徴、ならびに開示した全ての方法および工程における全てのステップは、少なくとも一部のこのような特徴および／またはステップが相互に排他的である場合の組合せを除き、任意の組合せに組み合わせることができる。添付の特許請求の範囲、要約書、および添付の図面を含む本明細書に開示した全ての特徴は、特段の記載がない限り、同一、同等、または類似の目的を果たす代替の特徴と置換することができる。したがって、特段の記載がない限り、開示した全ての特徴は、一般的な一連の同等または類似の特徴の単なる一例である。

特定の機能を果たすための「手段」または特定の機能を果たすための「ステップ」を明確に規定していない特許請求の範囲における全ての要素は、米国特許法第１１２条に記載されている「手段」または「ステップ」と解釈されるべきものではない。

〔実施の態様〕
（１）医療装置において、
（ａ）少なくとも部分的に放射線透過性材料を含む本体と、
（ｂ）前記本体の少なくとも一部に設けられた多孔性Ｔａコーティングと、
を含み、
前記Ｔａコーティングが、前記医療装置が放射線不透過性となるように十分な厚みを有し、許容できない剥落が起こることなく、前記医療装置の使用中に生じる歪みに耐えることができる、
医療装置。
（２）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記Ｔａコーティングは、主にｂｃｃ結晶相からなる、医療装置。
（３）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記Ｔａコーティングの厚みは、３μｍ〜１０μｍの範囲である、医療装置。
（４）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記医療装置は、ステントである、医療装置。
（５）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記医療装置は、ガイドワイヤである、医療装置。

（６）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記医療装置は、腔内装置である、医療装置。
（７）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記Ｔａコーティングは、物理蒸着法によって前記本体に施される、医療装置。
（８）実施態様（７）に記載の医療装置において、
前記物理蒸着法は、スパッタリング、陰極アーク蒸着（cathodic arc deposition）、または熱蒸着（thermal evaporation）からなる群から選択される１つを含む、医療装置。
（９）実施態様（１）に記載の医療装置において、
前記Ｔａコーティング中に、時間とともに溶出する材料、
をさらに含む、医療装置。
（１０）医療装置にＴａ層を堆積させるための方法において、
（ａ）少なくとも１つのＴａスパッタターゲットを含むスパッタコーティングシステムにおいて、不活性ガスの背景圧力（background pressure）を維持するステップと、
（ｂ）前記Ｔａターゲットに電圧を加えて、スパッタリングを起こすステップと、
（ｃ）所定時間スパッタリングして、所望の厚みのコーティングを形成するステップと、
を含み、
前記Ｔａ層が、少なくとも８０％の可視スペクトル放射率を有する、
方法。

（１１）実施態様（１０）に記載の方法において、
堆積の際の前記医療装置の平衡温度を、前記方法によって間接的に制御する、方法。
（１２）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記平衡温度は、１５０℃〜４５０℃の範囲である、方法。
（１３）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記方法の際に、前記医療装置に電圧を加える、方法。
（１４）実施態様（１３）に記載の方法において、
前記電圧は、第１の時間の間、前記医療装置を予備清浄するための初期高電圧を含む、方法。
（１５）実施態様（１４）に記載の方法において、
前記初期高電圧は、３００Ｖ〜５００Ｖの範囲である、方法。

（１６）実施態様（１４）に記載の方法において、
前記第１の時間は、１分〜２０分の範囲である、方法。
（１７）実施態様（１３）に記載の方法において、
前記電圧は、第２の時間の間加えられる第２の低電圧を含む、方法。
（１８）実施態様（１７）に記載の方法において、
前記低電圧は、１０Ｖ〜１００Ｖの範囲である、方法。
（１９）実施態様（１７）に記載の方法において、
前記第２の時間は、１時間〜５時間の範囲である、方法。
（２０）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記不活性ガスは、Ａｒ、Ｋｒ、およびＸｅを含む群から選択される、方法。

（２１）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記電圧は、１μｍ／時間〜５μｍ／時間の堆積速度を生み出す、方法。
（２２）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記電圧は、直流である、方法。
（２３）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記電圧は、交流である、方法。
（２４）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記電圧は、パルスで加えられる、方法。
（２５）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記ターゲットは、円筒型である、方法。

（２６）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記ターゲットは、プレートである、方法。
（２７）実施態様（１０）に記載の方法において、
前記Ｔａ層は、多孔質である、方法。
（２８）実施態様（２７）に記載の方法において、
時間とともに溶出する材料を前記Ｔａ層の孔に導入するステップ、
をさらに含む、方法。
（２９）医療装置において、
（ａ）外層を有する本体と、
（ｂ）前記外層の少なくとも一部分に設けられた放射線不透過性コーティングと、
を含み、
前記コーティングが、物理蒸着法によって施される、
医療装置。
（３０）医療装置において、
（ａ）少なくとも部分的に放射線透過性材料を含む本体と、
（ｂ）前記本体の少なくとも一部に設けられたＴａコーティングと、
を含み、
前記Ｔａコーティングが、許容できない剥落が起こることなく、前記医療装置の使用中に生じる歪みに耐えることができる、
医療装置。

従来技術のステントを例示する図である。 ステントを取り囲んでいるＴａターゲットの平面図である。 図２のステントを取り囲んでいるＴａターゲットの側断面図である。 ステントのストラット１２に設けられたＴａのコンフォーマルコーティングの断面図である。 本発明に従って形成されたＴａコーティングの波長に対する反射率を示すグラフである。 本発明に従って形成されたＴａコーティングのＸ線回折パターンを示すグラフである。 ステントの上にプレートが配置された、図３の位置Ｃにあるステントを取り囲んでいるターゲットの側断面図である。 ステントを取り囲んでいるＴａターゲットの平面図である。 図８のステントを取り囲んでいるＴａターゲットの側断面図である。 大きな入射角で平面ターゲットの近傍に配置されたステントの側断面図である。 磨きステンレス鋼の表面に設けられたＴａコーティングの表面の走査電子顕微鏡写真である。

Claims (40)

1. 医療装置において、
   （ａ）柔軟な本体と、
   （ｂ）前記本体の少なくとも一部に設けられた、堆積により多数の柱が形成され柱間に孔が形成され、該柱間の間隔が１ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある多孔性円柱状金属コーティングと、
   を含み、
   前記コーティングが、許容できない剥落を起こすことなく、前記医療装置の使用中に生じる歪みに耐えることができ、
   前記コーティングが、少なくとも８０％の可視スペクトル放射率を有し、
   前記医療装置がガイドワイヤまたはステントである医療装置。
2. 請求項１に記載の医療装置において、
   （ａ）前記柔軟な本体が、少なくとも部分的に放射線透過性材料を含み、かつ
   （ｂ）前記金属コーティングが、Ｔａコーティングを含み、
   該Ｔａコーティングが、前記医療装置が放射線不透過性となるように十分な厚みを有し、かつ許容できない剥落を起こすことなく、前記医療装置の使用時の前記本体の屈曲で生じる歪みに耐えることができる、
   前記医療装置。
3. 請求項２に記載の医療装置において、
   前記コーティングの厚みは、およそ３μｍ〜１０μｍの範囲である、前記医療装置。
4. 請求項２に記載の医療装置において、
   前記Ｔａコーティングは、物理蒸着法によって前記本体に施されている、前記医療装置。
5. 請求項４に記載の医療装置において、
   前記物理蒸着法は、スパッタリング、陰極アーク蒸着（cathodic arc deposition）、または熱蒸着（thermal evaporation）からなる群から選択される１つを含む、前記医療装置。
6. 請求項２に記載の医療装置において、
   前記Ｔａコーティング中に、時間とともに溶出する材料、
   をさらに含む、前記医療装置。
7. 請求項１に記載の医療装置において、
   （ａ）前記本体が、外層を有する弾性保形本体であり、かつ
   （ｂ）前記コーティングが、該外層の少なくとも一部分に設けられた放射線不透過性コーティングであり、
   該コーティングが、物理蒸着法によって施されている、
   前記医療装置。
8. 請求項１に記載の医療装置において、
   （ａ）前記本体が変形可能であり、
   （ｂ）前記金属コーティングが、Ｔａコーティングを含む、
   前記医療装置。
9. 請求項１に記載の医療装置において、
   前記本体が、超弾性および形状記憶特性を有する材料を、少なくとも部分的に含む弾性保形本体である、
   前記医療装置。
10. 請求項１に記載の医療装置において、
    前記コーティングが、金、プラチナ、タンタル、およびタングステンからなる群から選択される、前記医療装置。
11. 請求項９に記載の医療装置において、
    前記医療装置が生物学的血管内での使用のためのステントである、前記医療装置。
12. 請求項９に記載の医療装置において、
    前記コーティングが放射線不透過性コーティングである、前記医療装置。
13. 請求項９に記載の医療装置において、
    前記本体がニチノールを含む、前記医療装置。
14. 請求項１に記載の医療装置において、
    前記孔に薬物が導入される、前記医療装置。
15. 請求項１に記載の医療装置において、
    前記装置が腔内装置である、前記医療装置。
16. 請求項１５に記載の医療装置において、
    前記腔内装置が、ガイドワイヤまたはステントである、前記医療装置。
17. 請求項１に記載の医療装置において、
    前記装置が、移植後、時間とともに溶出する材料を前記コーティング中にさらに含む移植可能な装置である、前記医療装置。
18. 請求項１６に記載の医療装置において、
    前記腔内装置がステントである、前記医療装置。
19. 請求項２に記載の医療装置において、
    前記本体がニチノールを含む、前記医療装置。
20. 請求項２に記載の医療装置において、
    前記装置がステントである、前記医療装置。
21. ガイドワイヤまたはステントである医療装置にＴａ層を堆積させる方法において、
    （ａ）少なくとも１つのＴａスパッタターゲットを含むスパッタコーティングシステムにおいて、不活性ガスの背景圧力を維持するステップと、
    （ｂ）前記Ｔａターゲットに電圧を加えて、スパッタリングを起こすステップと、
    （ｃ）所定時間スパッタリングして、所望の厚みの、堆積により多数の柱が形成された多孔性円柱状金属コーティングを形成するステップと、からなり、
    前記コーティングが、少なくとも８０％の可視スペクトル放射率を有するＴａ層である、
    前記方法。
22. 請求項２１に記載の方法において、
    堆積の際の前記医療装置の平衡温度を、前記方法によって間接的に制御する、前記方法。
23. 請求項２１に記載の方法において、
    前記平衡温度は、１５０℃〜４５０℃の範囲である、前記方法。
24. 請求項２１に記載の方法において、
    前記方法の際に、前記医療装置に電圧を加える、前記方法。
25. 請求項２４に記載の方法において、
    前記電圧が初期高電圧を含み、第１の時間の間、前記医療装置を予備清浄する、前記方法。
26. 請求項２５に記載の方法において、
    前記初期高電圧は、３００Ｖ〜５００Ｖの範囲である、前記方法。
27. 請求項２５に記載の方法において、
    前記第１の時間は、１分〜２０分の範囲である、前記方法。
28. 請求項２４に記載の方法において、
    前記電圧は、第２の時間の間加えられる第２の低電圧を含む、前記方法。
29. 請求項２８に記載の方法において、
    前記低電圧は、１０Ｖ〜１００Ｖの範囲である、前記方法。
30. 請求項２８に記載の方法において、
    前記第２の時間が、１時間〜５時間の範囲である、前記方法。
31. 請求項２１に記載の方法において、
    前記不活性ガスは、Ａｒ、Ｋｒ、およびＸｅを含む群から選択される、前記方法。
32. 請求項２１に記載の方法において、
    前記電圧は、１μｍ／時間〜５μｍ／時間の堆積速度を生み出す、前記方法。
33. 請求項２１に記載の方法において、
    前記電圧は、直流である、前記方法。
34. 請求項２１に記載の方法において、
    前記電圧は、交流である、前記方法。
35. 請求項２１に記載の方法において、
    前記電圧は、パルスで加えられる、前記方法。
36. 請求項２１に記載の方法において、
    前記ターゲットは、円筒型である、前記方法。
37. 請求項２１に記載の方法において、
    前記ターゲットは、プレートである、前記方法。
38. 請求項２１に記載の方法において、
    前記Ｔａ層は、多孔質である、前記方法。
39. 請求項３８に記載の方法において、
    時間とともに溶出する材料を前記Ｔａ層の孔に導入するステップ、
    をさらに含む、前記方法。
40. ガイドワイヤまたはステントである移植可能かつ柔軟な保形医療装置に金属層を堆積させる方法において、
    （ａ）少なくとも１つの金属スパッタターゲットを含むスパッタコーティングシステムにおいて、不活性ガスの背景圧力を維持するステップと、
    （ｂ）前記金属ターゲットに電圧を加えて、スパッタリングを起こすステップと、
    （ｃ）前記装置上に所定時間スパッタリングして、所望の厚みの、堆積により多数の柱が形成され柱間に孔が形成され、該柱間の間隔が１ｎｍ〜１０００ｎｍの範囲にある多孔性円柱状金属コーティングを形成するステップと、からなり、
    前記コーティングが、少なくとも８０％の可視スペクトル放射率を有する、
    前記方法。

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