(57)【要約】  ステントなどの医療装置、および該装置を製造する方法が記載される。一部の実施形態において、本発明は、電気伝導性ループを画成する第１部分（２６）および第２部分（２８）を有する部材を備えたる医療装置（１６）を特徴とする。第１部分は、医療装置の拡張後に、破壊または腐食されるように適合されており、第２部分は、医療装置の拡張の後に、破壊または腐食されるようには適合されていない。第１部分の破壊または腐食により前記電気伝導性ループが破壊される。
2008521567.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を有する部材を備える医療装置であって、
第１部分は、該医療装置の拡張後に、破壊または腐食されるように適合されており、第２部分は、該医療装置の拡張後に、破壊または腐食されるようには適合されておらず、第１部分の破壊または腐食により前記電気伝導性ループが破壊される、医療装置。
【請求項２】
該医療装置は、第１部分が破壊または腐食された後には、いかなる電気伝導性ループも画成しない、請求項１に記載の医療装置。
【請求項３】
第１部分は生体内分解性材料を含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項４】
生体内分解性材料は、マグネシウム、チタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタル、亜鉛、ケイ素、リチウム、ナトリウム、カリウム、マンガン、カルシウム、鉄、およびそれらの組み合わせのうちから選択される金属を含む、請求項３に記載の医療装置。
【請求項５】
該医療装置は放射線不透過性である、請求項１に記載の医療装置。
【請求項６】
チタン、バナジウム、タンタル、ジルコニウム、ニオブ、モリブデン、白金、パラジウム、アルミニウム、イリジウム、レニウム、タングステン、およびそれらの組み合わせのうちから選択される金属を含有する合金をさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項７】
チタン−モリブデン、チタン−ニオブ−タンタル−ジルコニウム、チタン−タンタル、チタン−アルミニウム−バナジウム−タンタル、チタン−イリジウム、チタン−レニウム、チタン−タンタル−イリジウム、チタン−タンタル−レニウム、およびニオブ−ジルコニウムのうちから選択される合金をさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項８】
約０．９×１０−３未満の磁化率を有する材料をさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項９】
１立方センチメートル当たり約８グラムを超える密度を有する材料をさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項１０】
約０．９×１０−３未満の磁化率を有し、かつ１立方センチメートル当たり約８グラムを超える密度を有する金属および合金のいずれかをさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項１１】
該医療装置は移植可能な医療用内部人口器官からなる、請求項１に記載の医療装置。
【請求項１２】
移植可能な医療用内部人口器官はステントからなる、請求項１１に記載の医療装置。
【請求項１３】
移植可能な医療用内部人口器官は、孔、切欠き、スロット、溝またはチャンファーを画成する少なくとも１本のバンドまたはストラットを備える、請求項１１に記載の医療装置。
【請求項１４】
移植可能な医療用内部人口器官は、第１厚さを有する第１の領域と、第１厚さより大きい第２厚さを有する第２領域とを有する少なくとも１本のバンドまたはストラットを備える、請求項１１に記載の医療装置。
【請求項１５】
酸化物をさらに含む、請求項１に記載の医療装置。
【請求項１６】
電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を備える医療装置を拡張する工程を含む方法であって、
医療装置が拡張された後に、第１部分が破壊または腐食されることによって、電気伝導性ループを破壊する、方法。
【請求項１７】
第１部分は生体内分解性材料を含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
第１部分は酸化物を含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１９】
第１部分は第１厚さを有し、第２部分は、第１厚さより大きな第２厚さを有する、請求項１６に記載の方法。
【請求項２０】
対象の管腔内に医療装置を搬送する工程を含む方法であって、
前記医療装置は、電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を有する部材を備え、第１部分は医療装置の拡張後に破壊または腐食されるように適合されており、第２部分は医療装置の拡張後に破壊または腐食されるようには適合されていない、方法。
【請求項２１】
医療装置を拡張する工程をさらに含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
医療装置が拡張された後、第１部分が破壊または腐食されることにより、電気伝導性ループを破壊する、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
該医療装置は、第１部分が破壊または腐食された後には、いかなる電気伝導性ループも画成しない、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約１週間後〜約３週間後に破壊される、請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約１か月後〜約３か月後に破壊される、請求項２２に記載の方法。
【請求項２６】
電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約６か月後〜約９か月後に破壊される、請求項２２に記載の方法。
【請求項２７】
医療装置が拡張された後に、電気伝導性ループが破壊されるように、医療装置を拡張する工程をさらに含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項２８】
医療装置は医療用バルーンを用いて拡張される、請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
医療装置を拡張した後に、その医療装置を超音波に曝露する工程をさらに含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項３０】
電気伝導性ループが破壊されるように、医療装置の構成を変更する工程をさらに含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項３１】
医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の少なくとも１つの構成要素を破壊することを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
少なくとも１つの構成要素は、バンドおよびストラットのいずれかからなる、請求項３１に記載の方法。
【請求項３３】
医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の一部分を加熱することを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３４】
医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の一部分を冷却することを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３５】
医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の一部分を、医療装置のその部分を溶解する薬剤と接触させることを含む、請求項３０に記載の方法。
【請求項３６】
医療装置を核磁気共鳴映像法によって観察する工程をさらに含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３７】
核磁気共鳴映像法によって、対象の管腔を観察する工程をさらに含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３８】
Ｘ線透視法を用いて医療装置を観察する工程をさらに含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項３９】
少なくとも１つの電気伝導性ループを有する医療装置を拡張させて、前記少なくとも１つの電気伝導性ループを破壊する工程を含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、例えばステントおよびステントグラフトなどの医療装置、および該装置を製造する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
身体は、動脈、他の血管および他の体管腔のような様々な通路を備える。これらの通路は、時として、閉塞されたり、弱められたりすることがある。例えば、通路は、腫瘍によって閉塞されたり、プラークによって狭められたり、または動脈瘤によって弱められたりすることがある。これが生じた場合、その通路を、医療用内部人口器官によって再開放または強化したり、あるいは医療用内部人口器官と置き換えたりさえすることができる。内部人口器官は、一般的には、身体内の管腔内に配置される管状部材である。内部人工器官の例としては、ステント、ステントグラフト、および被覆ステントが挙げられる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
内部人口器官を所望の部位へ移送する際には、大きさを圧縮または縮小した形態で内部人口器官を支持するカテーテルによって、内部人口器官を身体内部に搬送し得る。内部人口器官は、前記部位に到達すると、例えば、管腔の壁と接触し得るように、拡張される。
【０００４】
内部人口器官が身体内を通過して進められる場合、内部人口器官が標的部位に適切に搬送され得るように、その進行を監視する（例えば、追跡する）ことができる。内部人口器官を標的部位に搬送した後、内部人口器官が適切に配置されたか否か、さらに／または適切に機能しているか否かを判断するために、内部人口器官を監視することができる。
【０００５】
医療装置を追跡および監視する方法としては、Ｘ線透視法および核磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）が挙げられる。ＭＲＩは、身体を造影するために磁界および電波を用いる非侵襲性の技術である。一部のＭＲＩ手技において、患者は、患者の体内にある特定の原子（例えば、水素原子）と相互に作用する磁界に晒される。その後、入射電波が患者に照射される。入射電波は、患者の体内の原子と相互に作用し、特有の戻り電波を生成する。その戻り電波はスキャナによって検知され、さらにコンピュータによって処理されて、身体の画像を生成する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
一態様において、本発明は、移植可能な医療用内部人口器官（例えばステント）などの、電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を有する部材を備える医療装置を特徴とする。第１部分は、医療装置の拡張の後に破壊または腐食されるように適合されており、第２部分は、医療装置の拡張の後に破壊または腐食されるようには適合されていない。第１部分の破壊または腐食により前記電気伝導性ループが破壊される。一部の実施形態において、第１部分が破壊または腐食された後には、医療装置は電気伝導性ループを有し得ない。以下で説明するように、第１部分が破壊または腐食された後におけるこの電気的連続性の低下または電気的連続性の欠如は、ＭＲＩ中において医療装置のルーメンの中に存在する物質の視認性を増強することができる。同時に、第１部分が腐食される前には、医療装置が対象の管腔を支持できるように、医療装置は比較的高い機械的完全性を有し得る（例えば、医療装置は比較的堅牢であり得る）。
【０００７】
別の態様において、本発明は、チタン−イリジウム（Ｔｉ−Ｉｒ）、チタン−レニウム（Ｔｉ−Ｒｅ）、チタン−タンタル−イリジウム（Ｔｉ−Ｔａ−Ｉｒ）、およびチタン−
タンタル−レニウム（Ｔｉ−Ｔａ−  Ｒｅ）から選択される少なくとも１つの合金を含む、略管状部材を有する医療装置を特徴とする。
【０００８】
付加的な態様において、本発明は、電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を備える医療装置を拡張することを含む方法を特徴とする。医療装置が拡張された後、第１部分は破壊または腐食され、それにより、電気伝導性ループを破壊する。
【０００９】
さらなる態様において、本発明は、対象の管腔内に医療装置を搬送することを含む方法を特徴とする。医療装置は、電気伝導性ループを画成する第１部分および第２部分を有する部材を備える。第１部分は医療装置の拡張後に破壊または腐食されるように適合されており、第２部分は医療装置の拡張後に破壊または腐食されるようには適合されていない。
【００１０】
別の態様において、本発明は、少なくとも１つの電気伝導性ループを有する医療装置を拡張して、少なくとも１つの電気伝導性ループを破壊することを含む方法を特徴とする。
実施形態は、以下の特徴のうちの少なくとも１つを有し得る。
【００１１】
医療装置は放射線不透過性であり得る。特定の実施形態において、医療装置は、以下の金属、すなわち、チタン、バナジウム、タンタル、ジルコニウム、ニオブ、モリブデン、白金、パラジウム、アルミニウム、イリジウム、レニウムおよびタングステンのうちの一種以上を含有する合金を含み得る。例えば、医療装置は、チタン−モリブデン、チタン−ニオブ−タンタル−ジルコニウム、チタン−タンタル、チタン−アルミニウム−バナジウム−タンタル、チタン−イリジウム、チタン−レニウム、チタン−タンタル−イリジウム、チタン−タンタル−レニウム、および／またはニオブ−ジルコニウムを含み得る。
【００１２】
医療装置（例えば第１部分）は、金属のような生体内分解性材料を含み得る。一部の実施形態において、医療装置は、マグネシウム、チタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタル、亜鉛、ケイ素、リチウム、ナトリウム、カリウム、マンガン、カルシウム、鉄またはそれらの組み合わせを含み得る。
【００１３】
医療装置は、約０．９×１０−３未満の磁化率を有し、かつ／または、１立方センチメートル当たり約８グラムを超える（例えば、１立方センチメートル当たり約９．９グラムを超える）密度を有する材料（例えば、金属および合金）を含むことができる。
【００１４】
医療装置（例えば第１部分）は酸化物をさらに含んでもよい。
第２部分の厚さは、第１部分の厚さより大きいことがある。
医療装置は、移植可能な医療用内部人口器官（例えばステント）であり得る。移植可能な医療用内部人口器官は、孔、切欠き、スロット、溝またはチャンファーを画成する少なくとも１本のバンドまたはストラットを備え得る。その代わりに、またはそれに加えて、移植可能な医療用内部人口器官は、第１厚さを有する第１領域、および第１厚さより大きい第２厚さを有する第２領域を有する少なくとも１本のバンドまたはストラットを備え得る。
【００１５】
前記方法は、医療装置を拡張する工程をさらに有してもよい。医療装置が拡張された後、第１部分が破壊または腐食されることにより、電気伝導性ループを破壊することができる。一部の実施形態においては、電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約１週後〜約３週後に破壊され得る。特定の実施形態においては、電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約１か月後〜約３か月後に破壊され得る。一部の実施形態においては、電気伝導性ループは、医療装置が拡張されてから約６か月後〜約９か月後に破壊され得る。第１部分が破壊または腐食された後には、医療装置は電気伝導性ループを画成し得ない。前記方法は、医療装置が拡張された後、電気伝導性ループが破壊されるように、医療
装置を再度拡張させる工程をさらに有してもよい。医療装置は医療バルーンを用いて拡張することができる。特定の実施形態において、医療装置が拡張された後、該医療装置は超音波に曝露され得る。
【００１６】
前記方法は、電気伝導性ループが破壊されるように医療装置の構成を変更する工程をさらに有してもよい。医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の少なくとも１つの構成要素（例えばバンドおよびストラット）を破壊することを含み得る。医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の一部を加熱および／または冷却することを含み得る。一部の実施形態において、医療装置の構成を変更する工程は、医療装置の一部分を、医療装置のその部分を溶解する薬剤と接触させることを含み得る。
【００１７】
前記方法は、医療装置および／または対象の管腔を核磁気共鳴映像法によって観察する工程をさらに有してもよい。その代わりに、またはそれに加えて、前記方法は、Ｘ線透視法を用いて、医療装置を観察する工程をさらに有してもよい。
【００１８】
実施形態は、１つ以上の以下の利点を有し得る。
医療装置は、該医療装置が標的部位に搬送された後、そのルーメン内に存在する物質がＭＲＩ、すなわち非侵襲的手段を用いて観察されるのを可能にし得る。したがって、操作者（例えば医師）は、医療装置を移植した後（例えば移植の２週後、移植の１か月後）に、標的部位の状態を（例えば再狭窄の兆候について）判断することができる。医療装置が放射線不透過性である実施形態において、該医療装置を、（例えば標的部位への搬送中に）Ｘ線透視法を用いて観察することもできる。一部の実施形態において、医療装置は拡張前に比較的ロープロファイルを有することができる。これは、（例えば、医療装置を蛇行性かつ／または狭小な管腔内に通して操作するのを容易にすることにより）医療装置の搬送性を高めることができる。医療装置は、製造中、電気的に連続しているストラットおよびバンドパターンを有し得る。これは、医療装置を比較的効率的に、かつ／または低費用で製造可能にし、また搬送装置上に搭載する間および標的部位に搬送する間における実質的な幾何学歪みを医療装置が受けることを防止し得る。医療装置は、標的部位での使用初期において（例えば医療装置のストラットおよびバンド構造における不連続部の形成の前において）、概して管状の形状（以下、「略管状形」と称する）を有し得る。そのような形状により、医療装置が再狭窄を制限する能力および／または標的部位に均一な支持を提供する能力を高めることができる。特定の実施形態において、標的部位に悪影響を及ぼすことなく、医療装置に１つ以上の電気的不連続部を形成することができる。例えば、医療装置内の生体内分解性部分の腐食および／または吸収によって、１つ以上の電気的不連続部を医療装置内に形成することができる。
【００１９】
本発明の他の態様、特徴および利点は、好ましい実施形態の説明、および特許請求の範囲より明らかとなるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
図１Ａおよび図１Ｂを参照すると、ステント１６は、ルーメン２０を画成する略管状本体１８を備える。略管状本体１８は、ストラット２４によって接続されるバンド２２から形成されている。図示されているように、バンド２２およびストラット２４の双方は、電気伝導性の生体内分解性部分２６および非生体内分解性部分２８を備える。非生体内分解性部分２８は、ステント１６の機械的特性を増強する。部分２６および部分２８は電気伝導性であるので、それらの部分は図１Ｃに示される電気伝導性ループ２９のような電気伝導性ループを形成する。これらの電気伝導性ループは、ステント１６のＭＲＩ適合性に悪影響を及ぼすことがある。しかしながら、ステント１６が移植された後、選択された時間に生体内分解性部分２６を除去することによって、ステント１６は機械的性能およびＭＲＩ適合性の双方を提供することができる。
【００２１】
上記で言及したように、ステントにおける電気伝導性ループの存在はステントのＭＲＩ適合性に悪影響を及ぼすことがある。理論によって拘束されるものではないが、電気伝導性ループを有するステントがＭＲＩに曝露される場合、電気伝導性ループはステントのルーメン内の物質の視認性を制限する電流を伝導し得ると考えられている。具体的には、ＭＲＩ中、入射電磁場がステントに印加される。ステントの磁気環境は、ステントが（例えば拍動する心臓から）磁界内に移動する場合、または入射磁界が変更される場合のように、一定であってもよいし、可変であってもよい。コイルまたはソレノイドとして作用し得るステントの磁気環境に変化がある場合、ファラデーの法則に従って、誘導起電力（ｅｍｆ）が生成される。次いで、誘導されたｅｍｆは、磁界の変化に対抗する磁界を誘導する渦電流を生成し得る。誘起磁場は、入射磁界と相互に作用して、ステントのルーメンにおける物質の視認性を低下させ得る（例えば、歪める）。同様の効果は、ＭＲＩ中に適用される高周波パルスによってもたらされることがある。したがって、ステント１６のようなステントを含む標的部位の状態を観察し評価するためにＭＲＩを使用する能力が制限され得る。
【００２２】
図２Ａは、ステントが対象者の管腔５０（例えば動脈）内に配置された場合のステント１６を示す。ステント１６は、管腔５０内に搬送され、例えば、バルーンカテーテルシステムのようなステントデリバリーシステムを用いて、管腔５０内で拡張され得る。カテーテルシステムは、例えばワンの米国特許第５，１９５，９６９号およびハムリンの米国特許第５，２７０，０８６号に記載されている。ステントおよびステントデリバリーもまた、ミネソタ州メープル  グローブ所在のボストン  サイエンティフィック  シメッドから入手可能である、Ｒａｄｉｕｓ（登録商標）またはＳｙｍｂｉｏｔ（登録商標）システムによって例示される。ステント１６の形状および構造は、ステントが管腔５０内に比較的容易に搬送されることを可能にし得る。ステント１６は、やや対称的な管状形を有することにより、該ステントをデリバリー装置に比較的容易に搭載可能にするとともに、比較的ロープロファイルを有することにより、該ステントが管腔５０を通って比較的容易に操縦され得るようにしている。
【００２３】
上記に記載したように、ステント１６の電気伝導性ループは、ステント１６のルーメン２０内に位置する物質のＭＲＩ視認性を制限する。しかしながら、ステント１６の略管状で、かつやや対称的な構造は、管腔５０に対して良好な支持を提供するとともに、管腔５０から応力を均一に分散させる。更に、時間とともに、管腔５０の壁５１からの組織がステント１６上に成長して、ステント１６を管腔５０に効果的に係留し得る。
【００２４】
図２Ｂを参照すると、時間が経過するにつれ、身体は、ステント１６の生体内分解性部分２６を腐食および／または吸収する。最終的に、この腐食および／または吸収は、バンド２２に電気的不連続部５２を生じさせる。一部の実施形態においては、呼吸によってステントに繰返応力が印加され得る。その繰返応力は、生体内分解性部分２６が破壊されるようにすることにより、電気的不連続部５２の形成に寄与し得る。電気的不連続部５２は、バンド２２を通過する電流の流れを途絶させることにより、ステント１６の電気伝導性ループを破壊する。ステント１６における電気伝導性ループの数が減少するので、ステント１６の渦電流の発生は低減される（例えば、排除される）。従って、入射磁界と相互に作用し得る誘起磁場の発生も低減され得る。その結果、ステント１６のルーメン内における物質のＭＲＩ視認性は増大し得る。同時に、壁５１からの組織によってステント１６が管腔５０内に係留されることにより、電気的不連続部が形成したときに、ステント１６が崩壊したり、または著しく歪んだりする可能性が制限される。その結果、ステント１６は、管腔５０に対して十分な支持を行ない続ける。一部の実施形態において、ステント１６における電気的不連続部５２の形成は、ステント１６が管腔５０を応力から遮蔽する程度を低減することがある。しかしながら、この応力遮蔽の低減は、管腔の組織の再形成およ
び強化を促すことにより、管腔５０に利点をもたらす。
【００２５】
上記に記載したように、ステント１６は生体内分解性部分および非生体内分解性部分の双方を備える。ステント１６の非生体内分解性部分は、非強磁性材料のような任意のＭＲＩ適合性かつ生体適合性の材料から形成され得る。一例として、ステント１６の非生体内分解性部分は、比較的低い磁化率を有する１種以上の材料から形成され得る。例えば、ステント１６の非生体内分解性部分は、０．９×１０−３未満（例えば、０．８７１×１０−３未満、０．３×１０−３未満、−０．２×１０−３未満）の磁化率を有する材料（例えば金属または合金）から形成され得る。特定の実施形態において、ステント１６は、ステンレス鋼および／またはニチノールの磁化率より低い磁化率を有する生体適合性材料を含み得る。一部の実施形態において、比較的低い磁化率を有する材料は、ＭＲＩに曝露される結果として、実質的に移動したり、かつ／または温度が著しく上昇（例えば、少なくとも約１°Ｃの温度上昇）したりしないものと考えられる。
【００２６】
ステント１６の非生体内分解性部分は、自己拡張可能なステント、バルーン拡張可能なステント、またはそれらの双方において使用可能な生体適合性材料を含み得る。ステント１６が自己拡張可能なステントである実施形態において、ステント１６は、超弾性または偽弾性合金のような比較的弾性の生体適合性材料を含み得る。そのような材料は、ステント１６を搬送の間に比較的柔軟にすることにより、ステント１６が管腔を通って（例えば比較的蛇行した血管を通って）安全に進められることを可能にする。その代わりに、またはそれに加えて、そのような材料は、ステント１６が（例えば一時的な外因性負荷を受けた際に）一時的に変形し、その後、再閉塞、塞栓および／または管腔壁の穿孔を引き起こし得る永久変形を生じることなく、（例えば負荷が除去された後に）その形状を回復することを可能にする。超弾性材料の例としては、ニチノール（例えば、５５％ニッケル、４５％チタン）および銀−カドミウム（Ａｇ−Ｃｄ）、金−カドミウム（Ａｕ−Ｃｄ）、金−銅−亜鉛（Ａｕ−Ｃｕ−Ｚｎ）、銅−アルミニウム−ニッケル（Ｃｕ−Ａｌ−Ｎｉ）、銅−金−亜鉛（Ｃｕ−Ａｕ−Ｚｎ）、銅−亜鉛（Ｃｕ−Ｚｎ）、銅−亜鉛−アルミニウム（Ｃｕ−Ｚｎ−Ａｌ）、銅−亜鉛−スズ（Ｃｕ−Ｚｎ−Ｓｎ）、銅−亜鉛−キセノン（Ｃｕ−Ｚｎ−Ｘｅ）、インジウム−タリウム（Ｉｎ−Ｔｌ）、ニッケル−チタン−バナジウム（Ｎｉ−Ｔｉ−Ｖ）、チタン−モリブデン（Ｔｉ−Ｍｏ）、チタン−ニオブ−タンタル−ジルコニウム（Ｔｉ−Ｎｂ−Ｔａ−Ｚｒ）および銅−スズ（Ｃｕ−Ｓｎ）が挙げられる。超弾性合金の十分な議論については、例えば、シェトスキー（Ｓｃｈｅｔｓｋｙ）、エル．マクドナルド（Ｌ．  ＭｃＤｏｎａｌｄ）、「形状記憶合金（Ｓｈａｐｅ  Ｍｅｍｏｒｙ  Ａｌｌｏｙｓ）」、Ｅｎｃｙｃｌｏｐｅｄｉａ  ｏｆ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ（第３版）、ジョン・ワイリー・アンド・サンズ（Ｊｏｈｎ  Ｗｉｌｅｙ
＆  Ｓｏｎｓ）、１９８２年、第２０巻、７２６〜７３６頁を参照されたい。材料の他の例としては、１つ以上の超弾性合金の前駆物質、すなわち、超弾性合金と同一の化学的組成を有するが、使用条件下における超弾性特性を付与するように処理されていない合金が挙げられる。そのような合金は、ＰＣＴ出願第ＵＳ９１／０２４２０号にさらに説明されている。
【００２７】
特定の実施形態において、ステント１６は、貴金属（例えば白金、金、パラジウム）、高融点金属（例えばタンタル、タングステン、モリブデン、レニウム）およびそれらの合金のようなバルーン拡張可能なステントに使用できる１つ以上の材料を含み得る。ステント材料の他の例としては、チタン、チタン合金（例えば貴金属および／または高融点金属を含有する合金）、バナジウム合金、ステンレス鋼、貴金属および／または高融点金属と合金にされたステンレス鋼、ニッケル基合金（例えば白金、金、および／またはタンタルを含有するもの）、鉄基合金（例えば白金、金、および／またはタンタルを含有するもの）、コバルト基合金（例えば白金、金、および／またはタンタルを含有するもの）アルミニウム合金、ジルコニウム合金およびニオブ合金が挙げられる。例えば、ステント１６は
、チタン−タンタル（Ｔｉ−Ｔａ）、チタン−アルミニウム−バナジウム−タンタル（Ｔｉ−Ａｌ−Ｖ−Ｔａ）、チタン−イリジウム（Ｔｉ−Ｉｒ）、チタン−レニウム（Ｔｉ−Ｒｅ）、チタン−タンタル−イリジウム（Ｔｉ−Ｔａ−Ｉｒ）、チタン−タンタル−レニウム（Ｔｉ−Ｔａ−Ｒｅ）、および／またはニオブ−ジルコニウム（Ｎｂ−Ｚｒ）を含み得る。合金は、例えば、２００３年９月２６日に出願され、「医療装置および該医療装置を製造する方法」と題された米国特許出願第１０／６７２，８９１号に記載されている。
【００２８】
一部の実施形態において、ステント１６は、１つ以上の放射線不透過性物質（例えば金属、合金）を含み得る。放射線不透過性物質は、ステント１６をＸ線透視法を用いて可視にすることができる（例えば、ステント１６が標的部位に搬送される際にステント１６を追跡できるようにする）。放射線不透性物質の例としては、２６より大きい（例えば４３より大きい）原子番号を有する金属元素、および／または１立方センチメートル当たり約８グラムを超える（例えば、１立方センチメートル当たり約９．９グラムを超える、１立方センチメートル当たり少なくとも約２５グラムの、１立方センチメートル当たり少なくとも約５０グラムの）密度を有するそれらの材料が挙げられる。一部の実施形態において、医療装置は０．９×１０−３未満の磁化率と、１立方センチメートル当たり約８グラムを超える密度とを有する材料（例えば、金属、合金）を含み得る。例えば、医療装置は、白金、タンタル、パラジウム、および／またはモリブデンを含み得る。特定の実施形態において、放射線不透過性物質は、比較的Ｘ線吸収性であり得る。例えば、放射線不透性物質は、１００ｋｅＶで少なくとも２５ｃｍ−１（例えば、少なくとも５０ｃｍ−１）の線減弱係数を有し得る。放射線不透性物質の例としては、タンタル、白金、インジウム、パラジウム、タングステン、金、ルテニウム、ニオブおよびレニウムが挙げられる。放射線不透過性物質は、１種以上の上記に列挙した元素と、鉄、ニッケル、コバルトまたはチタンのような１種以上の他の元素とを含有するニ元、三元、またはそれ以上の複合合金を含み得る。放射線不透過性物質は、例えば、ステンレス鋼より放射線不透過性であってもよい。一部の実施形態において、放射線不透過性物質は、鉄および／またはニチノールより放射線不透過性であってもよい。
【００２９】
ステント１６の生体内分解性部分（例えば部分２６）は、生体内分解性金属および生体内分解性合金のような１つ以上の生体内分解性材料から形成され得る。生体内分解性合金の例としては、アルカリ金属、アルカリ土類金属、鉄、亜鉛またはアルミニウムのうちから選択された少なくとも１種の金属を有する合金が挙げられる。一部の実施形態において、生体内分解性合金は、マグネシウム、チタン、ジルコニウム、ニオブ、タンタル、亜鉛およびケイ素から選択される少なくとも１種の金属、および／または、リチウム、ナトリウム、カリウム、マンガン、カルシウムおよび鉄から選択される少なくとも１種の金属を含み得る。例えば、生体内分解性合金は、リチウム−マグネシウム合金、ナトリウム−マグネシウム合金、または亜鉛−カルシウム合金であり得る。生体内分解性合金の他の例としては、亜鉛−チタン合金（例えば約０．１重量パーセント〜ら約１重量パーセントのチタンを含有する亜鉛−チタン合金、および約０．１重量パーセント〜約２重量パーセントの金を含む亜鉛−チタン−金合金）が挙げられる。一部の実施形態において、生体内分解性合金は、コバルト、ニッケル、クロム、銅、カドミウム、鉛、スズ、トリウム、銀、金、パラジウム、白金、レニウム、炭素、および／または硫黄を含み得る。生体内分解性材料は、例えば、ボルツらの、米国特許第６，２８７，３３２号および２００２年１月１０日に公開された米国特許出願公開公報第２００２／０００４０６０Ａ１号に記載されている。
【００３０】
特定の実施形態において、生体内分解性部分２６の金属または合金が選択的に腐食するように、生体内分解性部分２６は、非生体内分解性部分２８の材料と相互に作用し得る金属または合金を含むことができる。例えば、生体内分解性部分２６の材料は、生体内分解性部分２６が、身体の電解質環境へ曝露されると電解腐食し得るように、非生体内分解性
部分２８の材料より高い酸化還元電位を有し得る。材料の組み合わせの例としては、鉄と銅、タンタルと鉄、白金と鉄、タンタルとマグネシウム、白金とマグネシウム、タンタルとアルミニウム、白金とアルミニウム、および銅とステンレス鋼が挙げられる。
【００３１】
ステント１６の生体内分解性部分２６の腐食および／または吸収、並びに対応する電気的不連続部５２の形成は、有意な数の電気的不連続部が形成される前（例えばあらゆる電気的不連続部が形成される前）に、ステント１６が標的部位に搬送され、拡張されるのを可能にする時間にわたって生じ得る。一部の実施形態において、ステント１６の１つ以上の生体内分解性部分２６は、少なくとも約１週間（例えば少なくとも約２週間、少なくとも約３週間、少なくとも約１か月、少なくとも約２か月、少なくとも約３か月、少なくとも約４か月、少なくとも約５か月、少なくとも約６か月、少なくとも約７か月、少なくとも約８か月）かつ／または、長くとも約９か月（例えば、長くとも約８か月、長くとも約７か月、長くとも約６か月、長くとも約５か月、長くとも約４か月、長くとも約３か月、長くとも約２か月、長くとも約１か月、長くとも約３週間、長くとも約２週間）の期間にわたって腐食および／または吸収され得る。
【００３２】
ステント１６は、任意の所望の形状および大きさ（例えば冠状動脈ステント、大動脈ステント、末梢血管ステント、消化器ステント、泌尿器ステント、神経学的ステント（ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ  ｓｔｅｎｔ）であり得る。用途によって、ステント１６は、例えば、約１ミリメートル〜約４６ミリメートルの拡張径を有し得る。特定の実施形態において、冠状動脈ステントは約１．５ミリメートル〜約６ミリメートル（例えば、約２ミリメートル〜約６ミリメートル）の拡張径を有し得る。一部の実施形態において、末梢ステントは、約４ミリメートル〜約２４ミリメートルの拡張径を有し得る。特定の実施形態において、消化器ステントおよび／または泌尿器ステントは、約６ミリメートル〜約３０ミリメートルの拡張径を有し得る。一部の実施形態において、神経学的ステントは、約１ミリメートル〜約１２ミリメートルの拡張径を有し得る。腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）ステントおよび胸部大動脈瘤（ＴＡＡ）ステントは、約２０ミリメートル〜約４６ミリメートルの拡張径を有し得る。ステント１６は、バルーン拡張可能であってもよいし、自己拡張可能であってもよく、またはそれらの双方の組み合わせであってもよい（例えば、アンデルセンらの米国特許第５，３６６，５０４号）。
【００３３】
生体内分解性部分を有するステントについて説明してきたが、一部の実施形態においては、生体内分解性部分の代わりとして、またはその部分に加えて、ステントは１つ以上の他の種類の弱化した領域を備えてもよい。弱化領域は、例えば、１つ以上の切欠き、スロット、孔、薄い領域、溝、および／またはチャンファーを含み得る。弱化領域は、例えば、ステントのバンドおよび／またはストラットに形成され得る。経時により、（例えば血管圧力の脈動または蠕動の結果としての）弱化領域における歪みは金属疲労を生じ、そのような金属疲労は弱化領域を最終的に破断させ得る。その代わりに、またはそれ加えて、弱化領域を機械的に破断させることができる。例えば、ステントが標的部位で注入され、所望の時間（例えば、６か月）が通過した後、（例えば、バルーンカテーテルを用いて）バルーンをステント内に挿入し、弱化領域が破壊されるまで拡張させてもよい。
【００３４】
一例として、図３Ａは、２つの半球状切欠き１０６，１０８から形成された弱化領域１０４を有するバンド１０２を備えたステント１００の一部を示している。ステント１００は標的部位に搬送された後、該ステント１００は拡張され得る。この拡張はステントを湾曲および／または伸張させ、弱化領域１０４をさらに弱くする。一定時間後、弱化領域１０４が壊れることにより、バンド１０２に電気的不連続部を形成し得る。特定の実施形態において、弱化領域１０４は、弱化領域１０４の超音波への曝露、またはステント１００の（例えばバルーンによる）付加的な拡張のような他の方法によって、さらに弱められてもよいし、破壊されてもよい。一部の実施形態において、標的部位を通過する血流の圧力
のような標的部位の環境は、弱化領域１０４を破壊し得る。
【００３５】
他の種類の弱化領域を用いてもよい。一例として、図３Ｂは、孔１５６を有する弱化領域１５４を備えたバンド１５２を有するステント１５０の一部を示す。特定の実施形態において、孔１５６は、ステント１５０の標的部位への搬送の際に腐食され得る生体内分解性物質で充填され得る。生体内分解性物質は、例えば、標的部位への搬送中において、弱化領域１５４の強度を一時的に増強することができる。別の例として、図３Ｃは、２つのＶ字形の切欠き２０６，２０８から形成された弱化領域２０４を有するバンド２０２を備えたステント２００の一部を示す。付加的な例として、図３Ｄは、２つの溝２５６，２５８から形成された弱化領域２５４を有するバンド２５２を備えたステント２５０の一部を示す。さらなる例として、図３Ｅは、スロット（比較的長く狭い開口）３０６を備えた弱化領域３０４を有するバンド３０２を備えたステント３００の一部を示す。別の例として、図３Ｆおよび図３Ｇは、チャンファー３５６，３５７，３５８，３５９から形成された弱化領域３５４を有するバンド３５２を備えたステント３５０の一部を示す。
【００３６】
一部の実施形態において、ステントの弱化領域は酸化物（例えば金属酸化物）を含み得る。例えば、ステントの弱化領域は酸化物層を備え得る。特定の実施形態において、酸化物層は、あるステントの領域を選択的に酸素豊富にすることにより、そのステントの領域に形成され得る。例えば、金属ステントの局所領域（例えばストラットの一部）を、ステントの他の領域を保護層で被覆することによって隔離し得る。金属ステントは、例えば、タンタル、ニオブ、チタン、および／またはモリブデンを含有し得る。ステントの局所領域を隔離した後、酸素を含有する大気中においてステントを（例えば、約３００℃〜８００℃の温度で）加熱して、ステントの局所領域を酸化させることができる。その後、ステントから保護層を（例えば、分解により）除去し得る。ステント上に酸化物層を形成するためには、他の方法を用いることができる。一例として、金属ステントを、酸素を含有する大気中において（例えば、３００℃〜８００℃の温度で）加熱して、ステントの表面全体を酸化させる。その後、ステントの特定領域を保護層で被覆し、保護層によって被覆されていないステントの領域からステント上の酸化物層を除去することができる。酸化物層は、例えば、分解（例えば電解研摩）および／または化学エッチング（例えばケミカルミリング）によって除去され得る。酸化物層をステントの非保護領域から除去した後、ステントから保護層を除去すると、依然として酸化物層を有するステントの領域が現れる。別の例として、酸素を含有する流体または気体の存在下で、ステントの選択された領域をレーザーによって処理することにより、ステントのその領域上に酸化物層を形成することができる。特定の実施形態において、酸化物層を陽極酸化工程によって形成することができる。陽極酸化は、例えば、２００３年９月１６日に出願された、「医療装置」と題された米国特許出願第１０／６６４，６７９号に記載されている。
【００３７】
特定の実施形態において、ステントの１つ以上の領域を（例えば、ステントの選択された領域上における酸化物層の形成に関して上記で記載した方法の１つ以上を用いて）水素および／または窒素に選択的に曝露することにより、その領域を弱くしたり、かつ／または脆くしたりすることができる。ステントの一領域を水素に曝露することにより、その領域を弱める水素化物の形成が起こり、ステントの一領域を窒素に曝露することにより、その領域を弱める窒化物の形成がもたらされ得る。
【００３８】
一部の実施形態において、金属ステントにおける弱化領域は、炭化物粒子を含有し得る。例えば、ステント材料を溶融し、その溶融状態にあるステント材料に固体炭素を添加したり、さらに／または、そのステント材料を、炭素を含有する気体雰囲気（例えばＣＯ、ＣＯ２）中で熱処理したりすることによって、炭化物粒子をステントに添加することができる。特定の実施形態において、ステント内の弱化領域は炭化物層を備え得る。例えば、炭素を含有する気体雰囲気中でステント材料を熱処理することによって、炭化物層を金属
ステント上に形成することができる。その代わりに、またはそれに加えて、パック拡散処理によって、炭化物層を金属ステント上に形成することができる。パック拡散処理においては、ステント材料を、炭素を含有する固体材料と接触させ、その結果、炭素が炭素含有固体材料からステント材料中へと固体状態で拡散する。パック拡散は、例えば、ＡＳＭハンドブック第４巻：熱処理（Ｈｅａｔ  Ｔｒｅａｔｉｎｇ）（ＡＳＭインターナショナル、１９９１年）、３２５〜３２８頁に記載されている。
【００３９】
特定の実施形態において、酸化物、水素化物、窒化物または炭化物の弱化領域を形成する間、酸化物、水素化物、窒化物または炭化物がステント材料内にあまり深く延在しないことを保証するために、任意の上述した工程を監視してもよい。一部の実施形態において、酸化物、水素化物、窒化物または炭化物層が形成されるべき、望ましい深さを決定するために試験を行なうことができる。例えば、異なる厚さの酸化物層、水素化物層、窒化物層、および／または炭化物層を、金属ステントストラットと同じ厚さを有する、金属ステント材料の試験片上に形成し得る。その後、その試験片に対して試験を行なって、破壊における降伏強度および伸びを測定し得る。試験の結果は、使用中にステントのストラットが受けると予想される歪みの程度を考慮して評価することができる。その歪み値内で破壊を生じる試験片が選択され得る。例えば、拡張中のステント歪み限度が３０パーセントである場合、２０パーセントの歪みで局所的な破壊を生じる酸化物層、水素化物層、窒化物層または炭化物層の深さを選択することができる。一部の実施形態において、ステントが破壊を生じた値を越えて歪み続けるにつれ、破壊面が互いから離れるように移動するように、拡張の際のストラット歪みと破壊が生じるときのストラット歪みとの間に差があることがある。破壊面の間の距離間隔は、例えば、２つの破壊面の間において電気伝導性を無効にするのに十分な間隙を提供することができる。
【００４０】
一部の実施形態において、ステント上に脆い金属間相を形成することにより、金属ステント（例えばタンタルおよびニオブ、チタン、モリブデンを含むステント）上に弱化領域を形成することができる。金属間相は、例えば、ニオブおよびレニウム（例えば４５重量パーセント〜６５重量パーセントのレニウム）、ニオブおよびロジウム（例えば２８重量パーセント〜３８重量パーセントのロジウム）、ニオブおよびケイ素、またはチタンおよび亜鉛（例えば約５重量パーセントを超える亜鉛）を含み得る。特定の実施形態において、金属間相は、固体状態の金属（例えばニオブ）ステントの局所領域に第２金属（例えばレニウム、ロジウム、ケイ素）を付与し、次に、第２金属を加熱することにより、第２金属が金属ステント中に拡散し、脆い相を形成することを可能にする。第２金属は、例えばステントの局所領域（例えばストラット）へ金属粉を付着させることによってステントに付与され得る。
【００４１】
上述のステントは、多数の異なる方法のうちのいずれによって形成してもよい。一部の実施形態において、弱化領域（例えば切欠きや孔）をレーザー切断によって（例えば、エキシマー・レーザーおよび／または極短パルスレーザーを用いて）ステントに形成することができる。レーザー切断は、例えば、サンダースの米国特許第５，７８０，８０７号およびヴェーバーの米国特許第６，５１７，８８８号に記載されている。弱化領域を形成する他の方法としては、機械的加工（例えばマイクロマシニング）、放電加工（ＥＤＭ）、フォトエッチング（例えば酸フォトエッチング）、および／または化学エッチングが挙げられる。特定の実施形態においては、ステントを形成する前に、ステントを形成するのに使用される材料（例えば金属）を曲げることおよび／またはねじることにより、ステントに弱化領域を形成することができる。ステントが１つ以上の生体内分解性部分を備える実施形態においては、上記方法のうちの１つを用いてステントを切断して不連続部を形成し、その不連続部を生体内分解性材料で充填することによって、生体内分解性部分を形成することができる。生体内分解性材料は、例えば、接着剤（例えばアクリル樹脂、シアノアクリレート、エポキシ、ポリウレタン）によってステントに固着され得る。その代わりに
、またはそれに加えて、生体内分解性材料は、超音波溶着、レーザー溶着、紫外線接合、および／または熱接合を用いてステントに固着されてもよい。特定の実施形態において、生体内分解性材料は、ステント上に付着および／または被覆された基材（例えばスチレン−イソブチレン−スチレン）中に生体内分解性材料を懸濁させることによって、ステントに固着されてもよい。
【００４２】
一部の実施形態において、ステントは、従来の方法に従って、滑らかな仕上がりに、さらに仕上げられ得る（例えば、電解研磨され得る）。特定の実施形態において、ケミカルミリングおよび／または電解研摩によって、ステントの内面および／または外面から少なくとも約０．０００１インチ（例えば約０．０００５インチ）の材料を除去することができる。一部の実施形態において、ステントは、ステントの機械的および物理的特性を改良するために、所定の段階でアニールされ得る。
【００４３】
特定の実施形態について説明してきたが、他の実施形態も可能である。
一例として、一部の実施形態において、医療装置の一部分をその部分を溶解する薬剤と接触させて電気的不連続部を形成することにより、医療装置の前記部分に電気的不連続部を形成することができる。例えば、ステントを標的部位に移植して拡張し、その後、薬剤を標的部位内に注入してステントの１つ以上の領域を溶解させることができる。一部の実施形態においては、ステントの（例えば標的部位への搬送の後の）環境が、ステントの１つ以上の弱化領域を溶解させ得る。例えば、消化管に搬送されたステントの１つ以上の弱化領域は、その領域の比較的低いｐＨのために溶解し得る。そのような実施形態において、ステントの弱化領域は、金属（例えばマグネシウム、アルミニウム）および／またはポリマーを含み得る。
【００４４】
付加的な例として、特定の実施形態において、医療装置の一部分を加熱することにより、医療装置のその部分に電気的不連続部を形成することができる。例えば、医療装置を標的部位に搬送して拡張した後、医療装置の一部分を（例えば、アブレーションレーザーを用いて）加熱して、その部分を融解して、電気的不連続部を形成することができる。一部の実施形態において、熱に晒されたときに、ステントの他の領域よりも前にその部分が融解し始めるように、前記一部分はステントの他の領域より低い融点を有してもよい。
【００４５】
別の例として、一部の実施形態において、医療装置の一部分を冷却／凍結させることにより、医療装置の前記部分に電気的不連続部を形成することができる。例えば、医療装置を標的部位に搬送して拡張した後、医療装置の一部分を冷却／凍結させることができる。一部の実施形態において、前記一部分は、冷却バルーン（液体亜酸化窒素で充填されているバルーン）を用いて、冷却／凍結させることができる。前記一部分の冷却／凍結は、その部分に温度によって誘発される脆性を生じ得る。したがって、前記一部分は、心臓の鼓動および／または呼吸による動脈形状の変化による歪みによって破壊され得る。低温において脆性を示し得る材料の例としては、ポリマー、約７００ｐｐｍ以下の酸素を含有するタンタル、未再結晶モリブデン、および普通炭素および低合金鋼が挙げられる。
【００４６】
さらなる例として、一部の実施形態において、弱化領域が破壊された場合に、比較的鋸歯状および／または鋭利な端部を形成しないように、医療装置の弱化領域は、比較的小さな粒子サイズ（例えば約４５ミクロン未満）を有する金属から形成され得る。比較的小さな粒子サイズを有する材料の例としては、タンタル、ニオブおよびチタンが挙げられる。一部の実施形態において、比較的小さな粒子サイズを有する材料は、ＡＳＴＭ規格Ｅ１１２に準拠して約７．０以上（例えば、７．０〜９．０のＡＳＴＭ  Ｅ１１２  Ｇ）の粒子サイズを有し得る。特定の実施形態において、材料の粒子サイズは、例えば材料の局所的な処理によって変更することができる。例えば、金属または合金（例えばステンレス鋼）を含むステントの局所的な熱処理は、ＡＳＴＭ規格Ｅ１１２に準拠して５．０〜１０．０
の範囲の粒子サイズを有する金属ステントをもたらし得る。
【００４７】
付加的な例として、特定の実施形態において、医療装置の弱化領域は、比較的大きな粒子サイズ（例えば１．０〜３．０のＡＳＴＭ  Ｅ１１２  Ｇ）を有する金属から形成され得る。いくつかの場合において、比較的大きな粒子サイズを有する金属から形成される領域は、比較的小さな粒子サイズを有する領域より低い歪み値で破壊される可能性が高くなり得る。
【００４８】
別の例として、一部の実施形態において、上述のステントのうちの１つは、ステントグラフトの一部であってよい。特定の実施形態において、ステントは、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、拡張ＰＴＦＥ、ポリエチレン、ウレタンまたはポリプロピレンから形成された生体適合性の非多孔質または半多孔質ポリマーマトリックスを含むグラフトを含み、かつ／またはそのようなグラフトに取り付けられ得る。
【００４９】
さらなる例として、一部の実施形態において、ステントは、抗血栓形成薬、酸化防止剤、抗炎症薬、麻酔薬、抗凝血剤および抗生物質のような、１つ以上の放出可能な治療剤、薬または薬学的活性化合物を含み得る。例えば、ステントが１つ以上の生体内分解性部分を備える実施形態では、生体内分解性部分が１種以上の治療剤、薬または薬学的活性化合物を含み得る。治療剤、薬および薬学的活性化合物は、例えば、ファンらの米国特許第５，６７４，２４２号、ヴェーバーの米国特許第６，５１７，８８８号、２００３年１月２日に公開された米国特許出願公開公報第ＵＳ２００３／０００３２２０Ａ１号、および２００３年１０月２日に公開された米国特許出願公開公報第ＵＳ２００３／０１８５８９５Ａ１号に記載されている。
【００５０】
付加的な例として、一部の実施形態において、上述のステントのうちの１つは被覆され得る。例えば、ステントは、治療剤で被覆することができ、治療剤の上に配置される保護層でさらに被覆することができる。被覆ステントは、例えば、２００４年２月２６日に出願された、「医療装置」と題された米国特許出願番号第１０／７８７，６１８号に記載されている。
【００５１】
さらなる例として、一部の実施形態において、上述のステントのうちの１つは、磁気共鳴血管撮影（ＭＲＡ）処置において用いることができる。そのような処置においては、ステントは、磁気共鳴断層撮影装置によって視覚化されながら、移植部位に案内されて移植され得る。そのような実施形態において、ステントは１つ以上のＭＲＩ適合性材料を含み、かつ／または核磁気共鳴映像法を用いた視覚化の助けとなる構造を有し得る。
【００５２】
付加的な例として、生体内分解性金属および／または合金を含むステントについて説明してきたが、一部の実施形態において、ステントのような医療装置は他の種類の生体内分解性材料を含むことができる。他の種類の生体内分解性材料の例としては、多糖類（例えばアルギン酸塩；糖類（例えば、スクロース（Ｃ１２Ｈ２２Ｏ１１）、デキストロース（Ｃ６Ｈ１２Ｏ６）、ソルボース（Ｃ６Ｈ１２Ｏ６））；糖誘導体（例えば、グルコサミン（Ｃ６Ｈ１３ＮＯ５）、マンニトール（Ｃ６Ｈ１４Ｏ６）のような糖アルコール）；無機イオン塩類（例えば、塩化ナトリウム（ＮａＣｌ）、塩化カリウム（ＫＣｌ）、炭酸ナトリウム（Ｎａ２ＣＯ３））；水溶性ポリマー（例えば、架橋されていないポリビニルアルコールなどのポリビニルアルコール）；生物分解性ポリＤＬ−ラクチド−ポリエチレングリコール（ＰＥＬＡ）；ヒドロゲル（例えばポリアクリル酸、ヒアルロン酸（ｈａｌｕｒｏｎｉｃ  ａｃｉｄ）、ゼラチン、カルボキシメチルセルロース）；ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）；キトサン；ポリエステル（例えばポリカプロラクトン）；ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）共重合体（ｐｏｌｙ（ｌａｃｔｉｃ−ｃｏ−ｇｌｙｃｏｌｉｃ）  ａｃｉｄｓ）（例えば、ポリ（ｄ−乳酸−ｃｏ−グリコール酸）共重合体）が挙げられる
。生体内分解性材料は、例えば、２００４年２月２６日に出願された、「医療装置（Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｄｅｖｉｃｅｓ）」と題された米国特許出願番号第１０／７８７，６１８号に記載されている。
【００５３】
別の例として、特定の実施形態において、ステントの弱化領域は電解質の分解によって破壊され得る。ステントがＭＲＩに曝露される場合、上述したように、電流はステントを通って流れ得る。一部の実施形態において、電流はステントの弱化領域を通って流れるので、電流は弱化領域を電気分解によって分解させることが可能である。これにより、電流が連続的なループ内を流れることを防止する電気的不連続部を形成する。電気分解による分解は、例えば、グリエルミらの米国特許第５，８９５，３８５号に記載されている。
【００５４】
さらなる例として、一部の実施形態において、ステントの１つ以上の領域は、ステント構造の自然倍音周波数に相当する超音波周波数にステントを曝露して、ステントの破砕を引き起こすことによって、破壊され得る。
【００５５】
この出願において参照されるすべての刊行物、明細書、参考文献、および特許文献は、参照によりその全容が本願に援用される。
他の実施形態は特許請求の範囲内にある。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１Ａ】ステントの実施形態を示す斜視図。
【図１Ｂ】図１Ａのステントの部分１Ｂの側面横断面図。
【図１Ｃ】図１Ａのステントの斜視図である。
【図２Ａ】対象者の管腔内における図１Ａのステントを示す図。
【図２Ｂ】対象者の管腔内における図１Ａのステントを示す図。
【図３Ａ】ステントのバンドの実施形態の側面横断面図。
【図３Ｂ】ステントのバンドの実施形態の側面横断面図。
【図３Ｃ】ステントのバンドの実施形態の側面横断面図。
【図３Ｄ】ステントのバンドの実施形態の斜視図。
【図３Ｅ】ステントのバンドの実施形態の側面横断面図。
【図３Ｆ】ステントのバンドの実施形態の斜視図。
【図３Ｇ】図３Ｆの  線３Ｇ−３Ｇに沿って切断したステントのバンドの横断面図。
【図１Ａ】
2008521567.tif 000003
【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
2008521567.tif 000005
【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
2008521567.tif 000007
【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
2008521567.tif 000009
【図３Ｃ】
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【図３Ｄ】
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【図３Ｅ】
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【図３Ｆ】
2008521567.tif 000013
【図３Ｇ】
2008521567.tif 000014
【国際調査報告】
2008521567.tif 000015
2008521567.tif 000016
2008521567.tif 000017
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