WO2015022969A1 - 医療用Ｔｉ－Ｎｉ合金 - Google Patents

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WO2015022969A1
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清 山内
鈴木　正夫
幸宏 植垣
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国立大学法人東北大学
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    • A61L2400/16—Materials with shape-memory or superelastic properties

Definitions

  • the present invention relates to a medical alloy usable in the human body and a medical catheter treatment device made of the medical alloy.
  • Endovascular treatment also called catheter treatment
  • catheter treatment is a percutaneous angioplasty that is performed by inserting a tube called a catheter into the lesion from the blood vessel of the hip or wrist, and is a minimally invasive medical treatment that reduces the burden on the patient.
  • catheter treatment is a medical technology that has been developing rapidly in recent years.
  • the main instruments in catheter treatment are guide wires, catheters, and stents.
  • the guide wire is first inserted into the body as a guide for introducing the catheter into the lesion.
  • the main functions required are the softness of the distal end portion that does not damage the blood vessel, the protruding property of the base portion that passes through the bent blood vessel, and the shape restoration property after the branching blood vessel pass.
  • the core is made of strong-processed stainless steel wire and super-elastic Ti-Ni alloy. It is made of stainless steel with rigidity and protrusion, and Ti-Ni alloy with softness and resilience. Alloy-bonded core guidewires are used for treatment.
  • Catheter is a tube that carries chemicals and instruments necessary for diagnosis and treatment of lesions.
  • the function requires pressure resistance against chemical flushes against blood flow, and does not damage the blood vessel wall, and is relatively thick-walled by braiding stainless wire into a relatively flexible resin such as polyester as the core.
  • Tube is used.
  • a metal tube is preferable in view of the reduction in diameter and thickness of the catheter and pressure resistance, and a superelastic Ti—Ni alloy that is functionally flexible and suitable.
  • the inventors have studied the practical application of a Ni-excess Ti-Ni alloy (Ti-51at% Ni) tube that can easily develop superelasticity at the living body temperature. There are still problems to solve such as the occurrence of knife-edge fractures, and it has not been commercialized. (Patent Documents 1 and 2)
  • a stent is a mesh-like metal pipe that is placed in the body to prevent restenosis after expansion of a stenosis part such as a blood vessel.
  • the stent accommodated in the reduced diameter at the distal end portion of the catheter is introduced into the stenosis portion and then attached to the inner wall of a blood vessel or the like by a release / expansion operation from the catheter.
  • Coronary artery stenosis which causes myocardial infarction, etc., is expanded along with the vasodilation operation by expansion of the balloon set on the inner wall of the stent.
  • This is called a balloon expansion type
  • the metal is stainless steel or cobalt chrome alloy.
  • Patent Document 3 which was first put to practical use in the world by Palmaz in 1988, and subsequent practical application of a balloon expansion type.
  • Ti-Ni alloys are being put to practical use in a wide range of fields such as charging, automobiles, clothing, and architecture, as well as medical care related to this case. Many Ti-Ni alloy-related technologies have been established as industrial standards and are used for important specification arrangements. As an example, in JISH-7101 “Ti—Ni shape memory alloy wire and tube, strip”, the application range of Ti—Ni alloy is Ni: 53.5 to 57.5 mass% (48.5 to 52.5 mol%). ) It is defined as an alloy. (Non-Patent Document 1)
  • the Ni-excess side Ti—Ni alloy produces precipitates such as TiNi 3 and Ti 3 Ni 4 by aging treatment and affects the transformation characteristics and mechanical characteristics of the device.
  • the transformation temperature of Ti-51at% Ni alloy aging treatment material shifts to a high temperature side by lowering the Ni concentration in the matrix due to the formation of Ni excess precipitates, and in the TiNi single phase during solution treatment
  • the Af temperature is 0 ° C. or lower
  • the Af temperature after aging at 500 ° C. for 2 hours generally rises to about 25 ° C. At that time, the mechanical properties are improved and good superelasticity is exhibited (low hysteresis and excellent repeatability).
  • Ti-Ni alloys used in catheter treatment devices are mainly Ni-rich compositions and are limited to Ti-51 at% Ni alloys.
  • the core is preferably made of a material whose shape recovery temperature at the time of the solution treatment is equal to or lower than the living body temperature because it is necessary to express the superelasticity well at room temperature and living body temperature. Since the aforementioned alloys can maintain the superelasticity of the living body temperature regardless of the heat treatment conditions, they are widely used as the basic material of the device, and reach the present commercial products.
  • the guide wire has a solid wire as its core, and its manufacturing process has many manufacturing options such as strong processing and straightening, as in the case of general steel materials, and characteristics can be imparted according to the application.
  • the tip portion needs to be flexible so as not to damage the blood vessel, and mainly depends on taper processing by grinding or etching.
  • the tip strength decreases with a decrease in the cross-sectional area, and there is a concern about breakage. For this reason, there is a proposal for a ribbon-like crushing at the most advanced part that does not reduce the cross-sectional area, but it is different from the omnidirectional round cross section that has flexibility and directionality. It is preferable to ensure flexibility in a straight section.
  • the cores of catheters and stents are mainly hollow pipes, and their straightness is indispensable for device fabrication, and thermal correction at a temperature near the recrystallization temperature after strong processing is often performed.
  • the material that exhibits superelasticity at the living body temperature is necessarily limited to the Ti-51 at% Ni alloy.
  • the mechanical strength can be controlled by cold working and heat treatment after heat correction, but it has the difficulty of being easily collapsed when U-shaped or V-shaped bent or deformed when passing through a bent blood vessel, The broken surface is easy to take a knife fracture surface. In particular, this tendency is remarkable in the Ti-51 at% Ni alloy.
  • a stent core that is often used practically as a superelastic material is also a Ni-excess side of a Ti—Ni alloy (eg, Ti-51 at% Ni), and is subjected to 400-500 ° C. aging treatment after cold working. .
  • This is the cause of the manifestation of the superelastic function with various features, but it satisfies the basic requirements for the formation of precipitates such as Ti 2 Ni 3 and maintains a relatively high yield strength compared to Ti-Ni single-phase solution-treated materials. While leaving the problem repeatedly fatigue.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a medical alloy that can be used for a core such as a catheter or a guide wire while maintaining both strength and flexibility at a living body temperature. That is, it provides an easy-to-break core capable of easily passing through bent blood vessels and stenosis sites, and bend-restoring after passage, and is not easily broken even when bent in a U-shape or V-shape, and the fracture surface is unlikely to become a knife. That is.
  • Another object of the present invention is to provide a stent core that is capable of handling breakage after indwelling in the body, maintaining a high expansion force during indwelling, and having excellent sheath storage and operability.
  • the present invention has been completed by finding that the above-mentioned problem solution can be solved by making most of the core element be formed of a TiNi single phase so as to be small.
  • the present invention embodies the development of super-elasticity of living body temperature in a region where no precipitate is formed even by aging treatment, and in part, it is a thermomechanical heat treatment that hardly generates precipitates such as Ti 3 Ni 4 .
  • the Ti—Ni alloy of the present invention is a material having an Af temperature exceeding 37 ° C. by solution treatment of a TiNi single phase.
  • a medical Ti-Ni shape memory alloy having a core having a super-elastic temperature and a medical device such as a catheter made using the alloy can be obtained.
  • These alloys and medical devices have advantages over conventional devices such as avoiding the generation of a knife edge fracture surface during refraction and arbitrarily imparting initial deformation strength.
  • a catheter and a guide wire in which a part of the device has a living body temperature superelasticity and a part of the device has a living body temperature shape memory can be obtained. (Less than 300 MPa), easy to set, and the base or part of the base can be made relatively high in rigidity (500 MPa or more).
  • a Ti—Ni alloy which is mainly composed of a TiNi single phase and other composition precipitation is suppressed, is used as a bio-temperature superelastic core.
  • Ti 3 Ni 4 precipitation in the Ti—Ni alloy is, as shown in Non-Patent Document 2, when the Ni concentration exceeds 50.5 at% and the aging temperature is approximately 400 ° C. or higher. Therefore, the core formation outside the region is the primary point of the present invention.
  • the mechanical properties of Ti-Ni alloys with a composition of Ti-50.0 to 50.5 at% Ni are extremely dependent on the heat treatment temperature, and the initial stage of deformation required for a catheter treatment device (for example, at 2% tension) It was found that the strength can be arbitrarily given. Furthermore, the shape linearity, high radial force and sheath storage properties are achieved by processing strain and relaxation treatment sufficient to make the TiNi single-phase element superelastic at the living body temperature without limiting the composition of the Ti-Ni alloy. It was found that a core having excellent operability can be obtained.
  • the solution treatment means a heat treatment in which an alloy is heated to a specific temperature, rapidly cooled from a state in which the alloy element is dissolved, and a high-temperature composition is brought to room temperature as it is.
  • the above heating temperature is sufficient at around 800 ° C.
  • the aging treatment is to heat the alloy again after the solution treatment. Depending on the heating conditions and the composition of the alloy, precipitates are formed in the alloy, which can cause changes in the mechanical properties of the alloy.
  • the aging treatment is preferably performed under a condition of less than 400 ° C. for a relatively short time (30 minutes or less in this embodiment), but the composition of the Ti—Ni alloy is Ti-50.0 to 50.50. This is not the case when 5 at% Ni.
  • to suppress the precipitation of the composition into the TiNi phase means to reduce the formation of precipitates such as TiNi 3 and Ti 3 Ni 4 in the alloy core, and to approach the state of the TiNi single phase.
  • the treatment necessary for this is, for example, that the composition of the Ti—Ni alloy is in the range of Ti-50.0 to 50.5 at% Ni, and that the aging treatment is performed at a temperature condition of less than 400 ° C. after the solution treatment. is there.
  • the living body temperature is the body temperature of a constant temperature animal such as birds and mammals, and particularly preferably the human body temperature.
  • the temperature range may be a range of body temperature that these animals can normally take.
  • the temperature range is preferably 35 ° C. or higher and 42 ° C. or lower, and more preferably 37 ° C.
  • Table 1 shows the transformation characteristics, trial conditions, and evaluation results of Ti-51 at% Ni, Ti-50.5 at% Ni, and Ti-50 at% Ni alloy wires.
  • Each transformation temperature described in Table 1 is a DSC (differential scanning calorimetry) result after 800 ° C. heat treatment to become a TiNi single phase.
  • the Af temperature of the comparative example Ti-51 at% alloy shows ⁇ 15 ° C. below the living body temperature, and the Ti-50.5 at% Ni and Ti-50 at% Ni alloy of the present invention example are 48 ° C. and 105 ° C. exceeding the living body temperature. there were.
  • each trial wire was tensioned at 200 ° C to 600 ° C.
  • Comparative Example No. 2, 3 and 4 can be read from the table that bending fracture is large, and is unsuitable for medical use. Comparative Example No. Although 1 is not listed in the table, it is inferior to other comparative examples and invention examples due to the disappearance of metastasis in the first place, but it is used for medical purposes although it has less bending fracture (knife edge fracture surface formation). It is unsuitable to do.
  • Invention Example No. Nos. 5 to 16 are excellent in workability, so that appropriate straight wires can be obtained starting with 200 ° C straightening after cold working. Also, in terms of properties, superelasticity and shape memory with 37 ° C characteristics depending on the heat treatment conditions. Various tensile strengths can be selected. Moreover, the tendency is remarkable in the equiatomic composition Ti-50 at% Ni alloy. Furthermore, the fracture at the time of bending and the formation of the knife edge fracture surface are not observed in any of the test pieces, which is a small difference from the comparative example. In addition, the present invention No. Nos. 17 and 18 are SW (swelling) processed products in which the Ti-51 at% Ni alloy in the comparative example is relatively easy to obtain linearity, and satisfy the requirements of the present invention such as finished shape and strength.
  • the finishing of the materials in the table is generally 30% cold working.
  • the end processing of the prototype core means a small diameter treatment for ensuring the flexibility of the tip portion with a guide wire. Further, the breakage in the characteristic evaluation is a break by V-bending crushing, and the end reshape is easy to attach without having superelasticity.
  • the results are shown in Table 3.
  • the finish of the material in the table is about 30% cold work finish.
  • the prototype core was subjected to an expansion and shape fixing process in which a tube having a material diameter of 2 mm and an indwelling diameter of 10 mm were used.
  • Sequential expansion in the characteristic term means a stepwise process in consideration of breakage from ⁇ 2 to ⁇ 10. In the comparative example, it is completed in about 5 steps, and in the present invention example, it is completed in about 2 or 3 steps. Further, the presence or absence of the shape description characteristic of the end is intended to alleviate the stimulation of the inner wall of the blood vessel at the end of the stent after placement or to enhance the delivery by partial loss of superelasticity.
  • a medical shape memory alloy in which both strength and flexibility at a living body temperature are maintained can be obtained.
  • the alloy it is possible to provide a catheter, a guide wire, or the like having features such as generation of a knife edge fracture surface at the time of refraction and the optional provision of deformation initial strength.

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Abstract

大部分がＴｉＮｉ単相により形成される合金を利用することで、金属材料の生体温度における強度と柔軟性の双方を維持し、屈折時のナイフエッジ破面生成が少である、カテーテルやガイドワイヤ等のコアに利用されうる医療用Ｔｉ－Ｎｉ合金を提供する。

Description

医療用Ｔｉ－Ｎｉ合金
　本発明は、人体内で使用可能な医療用合金及び当該医療用合金より成る医療用カテーテル治療デバイスに関するものである。
　血管内治療はカテーテル治療とも呼ばれ、鼠蹊部或いは手首の血管からカテーテルと呼ばれるチューブを病変部に挿入し経皮的血管形成術を行うもので、患者への負担を軽減する低侵襲性医療の普及に伴い、近年急速に進展している医療技術である。
　カテーテル治療での主な器具（デバイス）はガイドワイヤ、カテーテル、及びステントである。
　ガイドワイヤは病変部へのカテーテル導入のガイド役として、先駆けて体内に挿入される。要求の主な機能は、血管をキズつけない先端部の柔らかさ、屈曲血管をパスする基部の突出し性、及び分岐血管パス後の形状復元性である。コアは強加工ステンレス線、超弾性Ｔｉ－Ｎｉ合金が使われ、剛性・突出し性でステンレス、柔らかさ・復元性でＴｉ－Ｎｉ合金であるが、最近では基部をステンレス、先端部をＴｉ－Ｎｉ合金とした接合型コアのガイドワイヤが治療用として採用されている。
　カテーテルは病変部の診断・治療に必要な薬液や器具を搬送するチューブである。機能として、血流に抗した薬液フラッシュへの耐圧性、及び血管壁を傷つけないしなやかさが求められ、コアとしてポリエステルなど比較的柔軟な樹脂にステンレス線を編み加工（ブレード）した比較的厚肉のチューブが使われている。しかし、カテーテルの細径薄肉化、耐圧性を考慮すれば金属チューブが好ましく、機能的にはしなやかさに富む超弾性Ｔｉ－Ｎｉ合金が好適である。発明者らは生体温度での超弾性発現が容易なＮｉ過剰側Ｔｉ－Ｎｉ合金（Ｔｉ－５１ａｔ％Ｎｉ）チューブのカテーテル実用化についての検討を進めたが、分岐血管通過の柔軟性確保、破断時のナイフエッジ破面発生などの解決課題を残し商品化には及んではいない。（特許文献１～２）
　ステントとは、血管などの狭窄部拡張後の再狭窄を防ぐ為に、体内に留置されるメッシュ状の金属パイプのことである。カテーテルの先端部に縮径収納されたステントは、狭窄部へ導入されたのち、カテーテルからの解放・拡張操作によって、血管などの腔内壁に取り付けられる。
　心筋梗塞などの原因となる冠動脈の狭窄はステント収納内壁にセットされている風船の膨張による血管拡張操作に伴って拡げられる。これはバルーン（風船）拡張型と呼ばれ、金属はステンレスやコバルトクロム合金が用いられている。先行文献として、１９８８年Ｐａｌｍａｚが世界で初めて実用化した特許文献３、その後のバルーン拡張型実用化をはじめとして多くが挙げられる。一方、脳梗塞の引き金となる頸動脈狭窄部の拡張には、カテーテルからの解放同時に自発的に形状復帰する自己拡張型ステントが用いられ、金属はバネ特性に優れるＴｉ－Ｎｉ合金超弾性材である。（特許文献３～８）
　Ｔｉ－Ｎｉ合金をはじめとした形状記憶合金は、マルテンサイト変態の逆変態に付随して顕著な形状記憶を示すことがよく知られている。また、逆変態後の変形によって引き起こされる応力誘起マルテンサイト変態に伴い、良好な超弾性を示すこともよく知られている。これらの機能は冷却・加熱の温度サイクルに伴って起き、加熱に伴う形状回復温度はその開始温度（Ａｓ温度）、及び終了温度（Ａｆ温度）に区分される。超弾性はそのＡｆ温度以上の温度でその発現機能が完結する。その超弾性は数多くの形状記憶合金の中でも特にＴｉ－Ｎｉ合金およびＴｉ－Ｎｉ－Ｘ合金（Ｘ＝Ｖ，Ｃｒ，Ｃｏ，Ｎｂ，Ｃｕなど）に顕著に現れる。Ｔｉ－Ｎｉ合金は本件関連の医療のみならず荷電、自動車、衣料、建築など広い分野での実用化が進んでいる。また、Ｔｉ－Ｎｉ合金関連技術の多くは工業規格制定に至り、重要な仕様取り決めに活用されている。例として、ＪＩＳＨ－７１０１「Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金線及び管、条」では、Ｔｉ－Ｎｉ合金の適用範囲をＮｉ：５３．５～５７．５質量％（４８．５～５２．５モル％）合金と定義している。（非特許文献１）
　また、Ｎｉ過剰側Ｔｉ－Ｎｉ合金は、時効処理によってＴｉＮｉ３、Ｔｉ３Ｎｉ４等の析出物を生成し、素子の変態特性、機械的特性に影響を及ぼすことはよく知られている。例えば、Ｔｉ－５１ａｔ％Ｎｉ合金時効処理材の変態温度は、Ｎｉ過剰析出物の生成によりマトリックス中のＮｉ濃度が低められることで高温側へとシフトし、溶体化処理時のＴｉＮｉ単相でのＡｆ温度は０℃以下であるが、５００℃・２時間時効でのＡｆ温度は概ね２５℃程度まで上昇する。その際その機械的性質は改善され良好な超弾性を示す（ヒステリシスの少ない、繰り返しに優れる）。Ｔｉ－Ｎｉ合金でのＴｉＮｉ３、Ｔｉ３Ｎｉ４等の析出は、Ｎｉ濃度が５０．５ａｔ％以上で、時効温度がおおむね４００℃以上の時であることが知られている（非特許文献２）。しかしながら、時効温度がおおむね４００℃未満の場合については特に言及がされていない。
　カテーテル治療デバイスで使われるＴｉ－Ｎｉ合金は主としてＮｉ過剰側組成であり、Ｔｉ－５１ａｔ％Ｎｉ合金に限定されている状況にある。室温および生体温度で超弾性がよく発現する必要性から、コアは溶体化処理時の形状回復温度が生体温度以下の材料が好ましい。前述合金は熱処理条件に依らず生体温度超弾性発現を維持できることから同デバイスの基本材料として広く活用され、現在の実用商品の悉くに及んでいる。
　ガイドワイヤはそのコアを中実線材とし、その製造プロセスは一般の鉄鋼材料と同様、強加工、直線矯正などの製法選択肢は多く、用途に応じた特性付与は任意である。しかし、先端部は血管をキズつけない柔軟性を必要とし、主に研削やエッチングでのテーパ加工に依っている。しかし、先端部強度は断面積減少と伴に低下し、破断が懸念される。この為、断面積を減じない最先端部のリボン状潰しの提案があるが、柔軟さに方向性を持ち全方位的なマル断面とは異なる。好適はストレート断面での柔軟性確保である。
　カテーテル、ステントのコアは主として中空パイプであり、その真直性はデバイス製作には不可欠であり、強加工後の再結晶温度近傍温度での熱矯正がよく行われている。その場合、生体温度で超弾性を発現する材料は必然的にＴｉ－５１ａｔ％Ｎｉ合金にほぼ限定される。また、カテーテルの場合、熱矯正後の冷間加工と熱処理によって機械的強度は制御できるが、屈曲血管通過時のＵ字やＶ字曲げ変形や押し潰れ時に自己崩壊し易いと云う難点を持ち、その折損面はナイフ破面を取り易い。特に、その傾向はＴｉ－５１ａｔ％Ｎｉ合金に顕著である。
　更に、超弾性材として実用的によく使われるステントコアも、Ｔｉ－Ｎｉ合金のＮｉ過剰側（例；Ｔｉ－５１ａｔ％Ｎｉ）であり、冷間加工後の４００－５００℃時効処理が行われる。このことが種々特長の超弾性機能発現の要因であるが、Ｔｉ２Ｎｉ３等析出物生成の基本要件を満たすものでありＴｉ－Ｎｉ単相溶体化処理材に比べ、比較高降伏強度を保ちつつも繰り返し疲労に課題を残す。
特開平２－１４４０７４号公報 特開平４－２８３７５号公報 米国特許４７３３６６５号明細書 特開平０６－０５４９１３号公報 特開平０８－０００７３８号公報 特開平１１－９９２０７号公報 特開２００５－２４５８４８号公報 特開２００６－３２５６１３号公報
ＪＩＳ　Ｈ－７１０１ 大塚和弘，「合金のマルテンサイト変態と形状記憶効果」内田老鶴圃，（２０１２），ｐ１９４
　本発明の解決課題は、生体温度における強度と柔軟性の双方を維持し、カテーテルやガイドワイヤ等のコアに利用可能な医療用合金を提供することである。即ち、屈曲血管及び狭窄部位への容易通過性と通過後の屈曲復元性と同時に、Ｕ字、Ｖ字曲げでも折損し難く、且つ、破面はナイフ状に成り難い折損対応型コアを提供することである。また、ステントにおいても体内留置後の折損対応、留置時の高拡張力保持、且つシース収納性および操作性に優れるステントコアを提供することである。
　発明者は、合金の機械的特性に好影響を与えていた析出物が、反面、カテーテル治療デバイスコアといった医療用デバイスの折損・ナイフエッジ破面形成の要因であることを突き止め、析出物の影響が小になるよう、コア素子の大部分がＴｉＮｉ単相より形成されるようにすることで上述の課題解決を解決できることを見出し、本発明を完成させた。
　即ち、本発明は、時効処理によっても析出物を生じない領域での生体温度超弾性発現を具体化するものであり、一つにはＴｉ３Ｎｉ４等の析出物を生成し難い加工熱処理のＴｉ－Ｎｉ合金、或いはＴｉ－５０．０乃至５０．５ａｔ％Ｎｉの組成より成るＴｉ－Ｎｉ合金である。更には本発明のＴｉ－Ｎｉ合金はＴｉＮｉ単相の溶体化処理でＡｆ温度が３７℃を超える材料である。
　本発明の合金を利用すれば、コアを生体温度超弾性とした医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金及び当該合金を利用して作成されたカテーテル等の医療用デバイスが得られる。そして、これらの合金や医療用デバイスは、従来のものと比べ、屈折時のナイフエッジ破面生成の回避や変形初期強度の任意付与等といった優位性を有する。
　また、本発明によれば、デバイスの一部を生体温度超弾性および一部を生体温度形状記憶としたカテーテル、ガイドワイヤが得られ、また、該デバイスの先端部或いは一部を比較的低剛性（３００ＭＰａ未満）、クセ付け容易性であり、且つ基部或いは一部を比較的高剛性（５００ＭＰａ以上）とすることができる。
Ｔｉ－Ｎｉ合金引張試験例。表１中の比較例Ｎｏ．４と本発明例Ｎｏ．１７の引張試験結果を示した。本発明は降伏平坦部を持つ超弾性であるが、比較例には明確な降伏は認められない。
　本発明はＴｉＮｉ単相で大部分が構成され、それ以外の組成物析出が抑制されているＴｉ－Ｎｉ合金を生体温度超弾性コアとするものである。Ｔｉ－Ｎｉ合金でのＴｉ３Ｎｉ４析出は、非特許文献２で示されているように、Ｎｉ濃度が５０．５ａｔ％超で、時効温度がおおむね４００℃以上の時である。よって、その領域外でのコア形成が、本発明の第一義的ポイントとなる。
　そのためＴｉＮｉ単相で大部分が構成されるＴｉ－Ｎｉ合金を得るためには、具体的には、Ｔｉ－Ｎｉ合金の組成を　Ｔｉ－５０．０乃至５０．５ａｔ％Ｎｉの範囲として各種加工処理を行うこと、又はＴｉ－Ｎｉ合金の溶体化処理後の時効処理を４００℃未満とすることが必要となる。
　また、Ｔｉ－５０．０乃至５０．５ａｔ％Ｎｉの組成のＴｉ－Ｎｉ合金の機械的性質は熱処理温度への依存性が極めて高く、カテーテル治療デバイスに必要な変形初期（例えば２％引張時）強度の任意付与が可能であることを見出した。更に、Ｔｉ－Ｎｉ合金に組成の限定することなくＴｉＮｉ単相素子の生体温度での降伏平坦部超弾性とするに十分な加工ひずみと緩和処理によって、形状直線性、高ラジアルフォース且つシース収納性、操作性に優れるコアが得られることを見出した。
　本発明において、溶体化処理とは、合金を固有の温度まで加熱し、合金元素を固溶させた状態から急冷し、高温の組成をそのまま常温にもたらす熱処理をいう。Ｔｉ－Ｎｉ合金をＴｉＮｉ単相とする溶体化処理では、上述の加熱温度は８００℃付近で十分である。
　本発明において、時効処理とは溶体化処理後に再度合金に加温処理を行うことである。加温条件および合金の組成によっては合金中に析出物が形成され、合金の機械的特性に変化を生じさせることができる。本発明においては、４００℃未満での比較的短時間（本実施例では３０分以下）の条件で時効処理を行うことが好ましいが、Ｔｉ－Ｎｉ合金の組成がＴｉ－５０．０乃至５０．５ａｔ％Ｎｉである場合にはこの限りではない。
　本発明においてＴｉＮｉ相への組成物の析出を抑制するとは、合金のコアにおいてＴｉＮｉ３、Ｔｉ３Ｎｉ４等の析出物の生成を少なくすることをいい、ＴｉＮｉ単相の状態に近づけることをいう。そのために必要な処理は、例えばＴｉ－Ｎｉ合金の組成を　Ｔｉ－５０．０乃至５０．５　ａｔ％Ｎｉ　の範囲とする、溶体化処理後に４００℃未満の温度条件にて時効処理を行う等である。
　本発明において、生体温度とは鳥類、哺乳類といった恒温動物の体温であり、特に好ましくはヒトの体温である。温度範囲はこれらの動物が通常取りうる体温の範囲であれば良く、例えば３５℃以上４２℃以下の範囲にあることが好ましく、より好ましく温度は３７℃である。
［ワイヤ－評価］
　表－１には、Ｔｉ－５１ａｔ％Ｎｉ、Ｔｉ－５０．５ａｔ％Ｎｉ、Ｔｉ－５０ａｔ％Ｎｉ各合金ワイヤの変態特性、試作条件とその評価結果を示した。
　表－１中記載の各変態温度はＴｉＮｉ単相となる８００℃熱処理後のＤＳＣ（示差走査熱量測定）結果である。比較例Ｔｉ－５１ａｔ％合金のＡｆ温度は生体温度以下の－１５℃を示し、本発明例のＴｉ－５０．５ａｔ％Ｎｉ、Ｔｉ－５０ａｔ％Ｎｉ合金は生体温度を超える４８℃、１０５℃であった。
　デバイス用途では直線性が求められるため、各試作ワイヤは２００℃～６００℃のテンション処理を行った。
　比較例Ｎｏ．１，２，３，４は全て良好な生体温度超弾性を示すが再結晶に近い処理温度で初めてデバイスに供する直線ワイヤが得られ、引張強度（ε＝２％）は処理条件での変化は少ない。このことは製法に依らず安定した超弾性が得易い反面、特性の選択肢が限定され、強度はワイヤ断面の選択で決まる。
　比較例Ｎｏ．２，３，４は、屈曲破断が大であることが表より読み取れ、医療用として利用するには不適である。また、比較例Ｎｏ．１　は、表には記載が無いが、そもそも転移の消失によって他の比較例、発明例よりも耐久性が劣っており、屈曲破断（ナイフエッジ破面形成）が少であるものの医療用として利用するには不適である。
　一方、本発明例Ｎｏ．５～１６は、加工性に優れることで冷間加工後の２００℃矯正処理を初めとして相応の直線ワイヤが得られ、また、特性でも熱処理条件に応じ、３７℃特性での超弾性、形状記憶の選択、引張強度が種々選択できる。また、その傾向は等原子比組成Ｔｉ－５０ａｔ％Ｎｉ合金に顕著である。更に、屈曲時の破断・ナイフエッジ破面形成はいずれの試験片に認められないか少であり、比較例と大きな差異を示している。また、本発明Ｎｏ．１７，１８は比較例でのＴｉ－５１ａｔ％Ｎｉ合金を比較的直線性が得易いＳＷ（スエージング）加工処理品であるが、仕上げ形状、強度など本発明用件を満たしている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
［ガイドワイヤ、カテーテル］
　表－１合金を用い、ガイドワイヤ、カテーテルへの基本的機能試験を行った。その結果を表－２に示した。
　表中素材の仕上げは概ね３０％冷間加工である。試作コアの端部加工はガイドワイヤでの先端部柔軟性確保に向けた細径処理の意味である。また、特性評価での折損はＶ曲げ押し潰しで破断是非であり、端部リシェイプは超弾性を持たないクセ付け容易是非である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
［ステント］
　表－１合金を用い、ステントへの基本的機能試験を行った。
　その結果を表－３に示したが、表中素材の仕上げは概ね３０％冷間加工上がりである。試作コアは素材径２ｍｍチューブを体内留置径１０ｍｍとした拡張・形状固定処理を行った。特性項中の逐次拡張はφ２⇒φ１０への折損を考慮した段階的処理の意であり、比較例では５ステップ程度、本発明例では２，３ステップ程度で完了の意である。また、端部の形状記特性有無は部分的な超弾性喪失によって留置後のステント端部の血管内壁刺激の緩和、或いはデリバリー性を高めることを意としたものである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
　本発明によれば、生体温度における強度と柔軟性の双方が維持された医療用形状記憶合金を得ることができる。また、当該合金を用いることで、屈折時のナイフエッジ破面生成の回避や変形初期強度の任意付与が可能であるといった特徴を有するカテーテルやガイドワイヤ等を提供することができる。
 

Claims (10)

  1. 　ＴｉＮｉ相へのＴｉＮｉ以外の組成物の析出が抑制されていることを特徴とする医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  2. 　時効処理後にＴｉＮｉ相へのＴｉＮｉ以外の組成物の析出が抑制されていることを特徴とする医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  3. 　溶体化処理後に４００℃未満の温度条件にて時効処理を行ったことを特徴とする請求項１又は２に記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  4. 　溶体化処理により３７℃を超える形状回復終了温度を示すことを特徴とする請求項１乃至３の何れか一つに記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  5. 　組織制御により生体温度では超弾性を有するよう加工されたことを特徴とする請求項１乃至４の何れか一つに記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  6. 　Ｔｉ及びＮｉの組成が、Ｔｉ－５０．０乃至５０．５　ａｔ％Ｎｉであることを特徴とする、請求項１乃至５の何れか一つに記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  7. 　生体温度での降伏平坦部を有する超弾性としたことを特徴とする請求項１乃至６の何れか一つに記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  8. 　部位により異なった熱処理を行うことにより、生体温度で超弾性を有する部位及び生体温度で形状記憶性を有する部位から成るよう加工された請求項１乃至７の何れか一つに記載の医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金。
  9. 　請求項１乃至８の何れか一つの医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金を用いて作製された血管内治療用医療器具。
  10. 　請求項１乃至８の何れか一つの医療用Ｔｉ－Ｎｉ形状記憶合金を用いて作製されたガイドワイヤ、カテーテル、又はステント。
     
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