JP2022049329A

JP2022049329A - 医療用複合材料

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Publication number: JP2022049329A
Application number: JP2020155476A
Authority: JP
Inventors: 由紀子田邊; Yukiko Tanabe
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2020-09-16
Filing date: 2020-09-16
Publication date: 2022-03-29

Abstract

【課題】高い形状回復率を有しつつ、耐久性の高い医療用複合材料を提供する。【解決手段】Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相と、当該母相中に分散されたニッケルチタン酸化物と、を有し、酸素量が０．１０～０．２０重量％であり、前記ニッケルチタン酸化物の平均円相当径が１．００μｍ以下であり、前記合金母相は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなる、医療用複合材料。【選択図】図１

Description

本発明は、医療用複合材料に関する。

動脈の狭窄部分を押し広げ、血流を確保させる手法としてステント留置術がある。ステントは金属から構成されるものが多く、ワイヤを編み込んだり、チューブをレーザーカットすることで得られる。ステント素材はステンレスやコバルトクロムなどがあるが、特に下肢動脈においては、歩行とともに血管の伸縮、ねじれ、圧縮が起こることから、変形しても元の形状に戻る特性（形状回復性）と繰り返し受ける変形によるステント破断を防止するため耐久性が求められるため、ステント素材には超弾性合金が用いられている。超弾性合金としては、チタンとニッケルとが等原子比付近のニッケルチタン系形状記憶合金が挙げられる。

一方で、従来、下肢動脈のカテーテル治療は腸骨動脈に穿刺を行い、カテーテルを挿入することで行われてきた。近年では、技術の進歩により、よりリスクを低減することが可能な手首の血管を用いたカテーテル治療が行われるようになっている。手首の血管を用いた場合、血管径が細いために止血が早く、合併症のリスクが低減する。

しかしながら、下肢動脈血管用のニッケルチタン合金ステントは血管を広げるための力（ラジアルフォース）を保つためにステント肉厚が大きいため、手首血管に適応することは難しい。

そこで、ステント肉厚を薄くして手首血管に適応させることへの試みとして、非特許文献１では、Ｎｉ量を制御したＴｉ－Ｎｉ混合粉末を用いて焼結体を作製し、Ｎｉ量が組織構造、相変態温度ならびに力学・超弾性特性に及ぼす影響について解析している。具体的には、Ｔｉ粉末およびＮｉ粉末の混合素粉末より作製した焼結体は、ＴｉＮｉ相を母相とし、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏ相が母相中に分散している構造を示すこと、Ｎｉ量の増加により、超弾性特性の向上に有効なＴｉ_３Ｎｉ_４の析出量が増加すること、Ｎｉ量が増加するとともに合金の力学・超弾性特性が向上することが示されている。

非特許文献１では、８％ひずみを与えたときの形状回復率が最大で８７．３％であることが示されている。形状回復率は、治療の期間にわたって血管壁を所定の径に維持する点で非常に重要な物性であり、この点において従来の生体複合材料には改良の余地があった。

非特許文献２では、ＴｉＮｉ混合粉末を用いて焼結体を作製し、形状記憶熱処理の温度と条件が相変態温度、組織ならびに力学特性や超弾性特性に及ぼす影響について解析している。ここで、低温かつ短時間の形状記憶熱処理を施すことで、超微細かつ少量の析出物によってすべり変形の抑制効果が得られ、形状回復率が向上するとある。

米澤隆行，外４名，「Ｎｉ－ｒｉｃｈＴｉＮｉ形状記憶粉末合金の組成・組織制御と高強度発現機構の解明」，日本機械学会論文集（Ａ稿）７９巻８０８号（２０１３－１２）１６９５－１７０４早場亮一，外４名，「ＴｉＮｉ形状記憶粉末合金の組織および力学的特性に及ぼす形状記憶熱処理の影響」，Ｊ．Ｊｐｎ．Ｓｏｃ．ＰｏｗｄｅｒＰｏｗｄｅｒＭｅｔａｌｌｕｒｇｙＶｏｌ．６５，Ｎｏ．２，８５－９０

自己拡張ステントでは、ステントの自己拡張しようとする力を拘束して縮径し、留置部位まで縮径状態でステントを運搬し、留置部位で拘束を開放して拡張し、血管に留置する。この際、ステントが血管径まで十分に拡張しないと血管への密着性が低下するため、自己拡張ステントの血管への密着を担保する観点から、形状回復率が高いことが求められる。

また、ステントは留置後、さまざまな外力を受け続ける。例えば、下肢ステントの場合、人の随意運動による外力を繰り返し受ける。このような繰り返し変形に対して破断しないように、ステントには耐久性が要求される。

そこで、本発明は、高い形状回復率を有しつつ、耐久性の高い医療用複合材料を提供することを目的とする。

本発明は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相と、当該母相中に分散されたニッケルチタン酸化物と、を有し、酸素量が０．１０～０．２０重量％であり、前記ニッケルチタン酸化物の平均円相当径が１．００μｍ以下であり、前記合金母相は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなる、医療用複合材料である。

本発明によれば、高い形状回復率を有しつつ、耐久性の高い医療用複合材料が可能となる。

図１は、医療用具の一例であるステントの展開図である。図２は医療用具の一例であるステントの拡張時の展開図である。図２の部分拡大図である。図４は、実施例のＮｉ量が５１．０ａｔ％のサンプルの円相当径ヒストグラムである。

以下、本発明の実施の形態を説明する。なお、本発明は、以下の実施の形態のみには限定されない。本明細書において、範囲を示す「Ｘ～Ｙ」は「Ｘ以上Ｙ以下」を意味し、特記しない限り、操作および物性等の測定は室温（２０～２５℃）／相対湿度４０～５０％ＲＨの条件で行う。

本発明の第一実施形態は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相と、当該母相中に分散されたニッケルチタン酸化物と、を有し、酸素量が０．１０～０．２０重量％であり、前記ニッケルチタン酸化物の平均円相当径が１．０μｍ以下であり、前記合金母相は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなる、医療用複合材料である。

上記形態とすることで、高い形状回復率を有しつつ、耐久性の高い医療用複合材料が可能となる。

本実施形態が上記効果を奏することの詳細なメカニズムは不明であるが以下のように推察される。なお、下記推察は本発明の技術的範囲を制限するものではない。

非特許文献１および２の技術においては、形状回復率および耐久性の観点で、依然改良の余地があった。これらの物性に与える影響として、本発明者は、合金母相中のニッケルチタン酸化物粒子に着目した。粉末冶金法によって得られるＮｉ－Ｔｉ系合金母相中にはニッケルチタン酸化物が粒子として存在する。これらの酸化物は、特に粉末冶金法によって合金を製造する際の粉末原料に付着している酸素に起因して形成されるものと考えられる。そして、ニッケルチタン酸化物の多くはＴｉ_４Ｎｉ_２Ｏとなっている。Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏと合金母相との界面においては、組織の違いから変形の際に転位が生じやすくなっている。これにより、変形の際に転位がすべり変形を引き起こし、結果として形状回復率の低下を招いていたと考察した。また、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏは硬い酸化物のため、その量が多かったり、粒子径が大きいと母相の変形に追従することが出来ず、酸化物自体にクラックが生じ、その切れ目に応力が集中して割れが伝播する場合がある。一方で、鋳造法のように原料由来の酸素が少ない場合には、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏの量は少なく制御できる。ただし、サイズの制御が難しく、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏが偏在することで破断の起点が大きくなって耐久性が低下する。本発明においては、粉末原料に付着している酸素が均一かつ微細に分散している。

上記より、本発明においては、粒子径が小さいニッケルチタン酸化物粒子が微量存在することにより、形状回復率が高く、また医療用具に加工した場合に変形に対する耐久性を有すると考えられる。

また、また、上記非特許文献に記載の技術ではニッケルチタン酸化物の粒子径が大きく、冷間加工等の加工が難しかった。本発明においては、ニッケルチタン酸化物の粒子径が小さいため、上記記載のようにクラックが生じにくくなり、ワイヤやチューブなどの冷間加工がしやすい。また、その際に繰り返し行われる熱処理において、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏがピン留め効果を示し、ニッケルチタン合金母相の結晶粒成長を抑制し、高強度化を実現することができる。

医療用複合材料は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相および母相中に分散されたニッケルチタン酸化物を含む。

合金母相は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなる。

Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相中のＮｉ量は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下である。Ｎｉ量がＴｉ量よりも多く存在することで、生体温度で超弾性が発現されやすい材料となる。Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相中のＮｉ量は、好ましくは、５０．５ａｔ％を超え、５２．５ａｔ％以下であり、より好ましくは、５１～５２．５ａｔ％である。なお、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相中のＮｉ量は、下記実施例に記載の方法により測定された値を採用する。

本発明の好ましい一実施形態では、医療用複合材料が、下記式（１）で表わされる組成を有する。

前記式（１）において、Ａは不可避的不純物であり、ｗ、ｘ、ｙ、およびａは原子（ａｔ）％を表し、この際、５０＜ｗ≦５３、０＜ｙ≦１．０、および０≦ａ≦０．５であり、ｗ＋ｘ＋ｙ＋ａ＝１００である。Ｎｉ量がＴｉ量よりも多く存在することで、生体温度で超弾性が発現されやすい材料となるため、好ましい。より好ましくは、超弾性特性が一層向上することから、５０．５＜ｗ≦５２．５、０＜ｙ≦０．７、および０≦ａ＜０．２であり、ｗ＋ｘ＋ｙ＋ａ＝１００である。さらにより好ましくは、形状回復率がさらに向上することから、５１≦ｗ≦５２、０＜ｙ≦０．４、および０≦ａ＜０．１５であり、ｗ＋ｘ＋ｙ＋ａ＝１００である。

本発明の好ましい他の実施形態では、医療用複合材料が、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相と、当該母相中に分散されたニッケルチタン酸化物と、を有し、０．１０～０．２０重量％の酸素、および５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなり、ニッケルチタン酸化物の平均円相当径が１．００μｍ以下である。

なお、本明細書において、「不可避的不純物」とは、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相または医療用複合材料において、原料中に存在したり、製造工程において不可避的に混入したりするものを意味する。当該不可避的不純物は、本来は不要なものであるが、微量であり、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相等の特性に影響を及ぼさないため、許容されている不純物である。不可避的不純物としては、特に限定されるものではないが、例えば、炭素がある。

（酸素量）
医療用複合材料中の酸素量は０．１０～０．２０重量％である。酸素量がこのような範囲にあることで、医療用複合材料中のニッケルチタン酸化物量が適切な量となり、高い耐久性を達成することができる。また、酸素量が０．２０重量％以下であることで、形状回復率が向上する（例えば、形状回復率が９０％以上となる）。酸素量は、０．１０～０．１５重量％であることが好ましく、０．１１～０．１２重量％であることがより好ましい。酸素量は、下記実施例に記載の方法により測定された値を採用する。医療用複合材料中の酸素量の制御は、特に限定されるものではないが、製造過程において、用いる材料、製造雰囲気などにおいて酸素含有量を制御することが好ましい。具体的には、例えば、後述するように粉末冶金法にて製造する際に酸素含有量の少ないＮｉ粉末およびＴｉ粉末を用いる、特に酸素含有量の少ないＮｉ粉末の製造方法；カーボニル法などの手法が挙げられる。

（ニッケルチタン酸化物）
ニッケルチタン酸化物は、Ｎｉ、ＴｉおよびＯから構成される化合物であり、具体的には、Ｔｉ_４Ｎｉ_２Ｏなどが挙げられる。ニッケルチタン酸化物は、粒子状でＮｉ－Ｔｉ系合金母相内に存在する。粒子形状としては特に限定されるものではなく、球状、棒状、針状、板状、柱状、不定形状、燐片状、紡錘状等、いずれの形状であっても構わない。

ニッケルチタン酸化物の平均円相当径は、１．００μｍ以下である。平均円相当径が１．００μｍ以下であることで、高い耐久性および高い形状回復率となる。ニッケルチタン酸化物の平均円相当径は、０．９０μｍ以下であることがより好ましい。なお、ニッケルチタン酸化物の平均円相当径の下限は特に限定されるものではないが、例えば、粉末冶金法で製造した場合、０．１０μｍ以上となる。ニッケルチタン酸化物の平均円相当径の制御は、特に限定されるものではないが、用いる材料、製造雰囲気などにおいて酸素含有量を制御することが好ましい。具体的には、例えば、後述するように粉末冶金法にて製造する際に酸素含有量の少ないＮｉ粉末およびＴｉ粉末を用いる、特に酸素含有量の少ないＮｉ粉末を用いるなどの手法が挙げられる。または、ニッケルチタン酸化物の平均円相当径の制御は、特に限定されるものではないが、例えば、ボールミルによる粉末の均一混合などの手法が挙げられる。

ニッケルチタン酸化物の円相当径および平均円相当径は下記実施例に記載の方法により測定することができる。また、円相当径は小数第２位まで算出し、その平均を小数第３位まで算出し、小数第３位を四捨五入して、平均円相当径とする。

ニッケルチタン酸化物の比表面積は、形状回復率、耐久性の観点から、１．５～３．０％であることが好ましく、２．０～２．５％であることがより好ましい。ここで、比表面積とは、医療用複合材料全体に対するニッケルチタン酸化物の面積が占める割合を指す。

ニッケルチタン酸化物の比表面積は下記実施例に記載の方法により測定することができる。なお、走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）によって観察される画像の中で、母相とのコントラストの差からニッケルチタン酸化物と判断する。

ニッケルチタン酸化物の比表面積は通常、合金中の酸素量に比例する。よって、ニッケルチタン酸化物の比表面積の制御は、上記酸素量の記載と同様となる。

（その他の化合物）
Ｎｉ－Ｔｉ系合金中には、ニッケルチタン酸化物以外の化合物が含まれていてもよい。ニッケルチタン酸化物以外の化合物としては、チタン、ニッケル、酸素、および炭素からなる化合物などが挙げられる。ニッケルチタン酸化物以外の化合物の比表面積は、０．１～０．４％であることが好ましく、０．１～０．３５％であることがより好ましい。なお、ニッケルチタン酸化物以外の化合物は、Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相内に粒子形状で存在する。このため、粒子の比表面積は、ニッケルチタン酸化物粒子の比表面積を求める際と同様の方法にて求めることができる。ここで、上記判別方法においてニッケルチタン酸化物であると同定された粒子以外の粒子がニッケルチタン酸化物以外の化合物の粒子となる。なお、ニッケルチタン酸化物以外の化合物は、ＳＥＭ画像のコントラストの差からニッケルチタン酸化物と区別をつけることができる。

＜製造方法＞
本実施形態の医療用複合材料の製造方法としては特に限定されるものではないが、合金中のニッケル、チタン、および酸素の量を制御しやすいことから、粉末冶金法を用いることが好ましい。すなわち、第一実施形態の医療用複合材料は、粉末冶金法によって得られる。

粉末冶金法で製造する際に用いられるニッケル粉末中の酸素量は、特に制限されるものではないが、０．３０重量％以下であることが好ましく、０．０５～０．３０重量％であることがより好ましく、０．１０～０．２０重量％であることがさらにより好ましい。粉末冶金法で製造する際に用いられるニッケル粉末中の酸素量がこのような範囲にあることで、得られる合金中の酸素量が第一実施形態の特定の範囲に制御しやすいため、好ましい。なお、ニッケル粉末中の酸素量は、ＩＣＰなどの手法を用いて測定することができる。

粉末冶金法で製造する際に用いられるチタン粉末中の酸素量は、特に制限されるものではないが、０．３０重量％以下であることが好ましく、０．０５～０．３０重量％であることがより好ましい。粉末冶金法で製造する際に用いられるチタン粉末中の酸素量がこのような範囲にあることで、得られる合金中の酸素量が第一実施形態の特定の範囲に制御しやすいため、好ましい。なお、チタン粉末中の酸素量は、ＩＣＰなどの手法を用いて測定することができる。

本発明の好適な形態は、酸素量が０．３０重量％以下であるニッケル粉末および酸素量が０．３０重量％以下であるチタン粉末を用いて粉末冶金法によりＮｉ－Ｔｉ系合金を得る、医療用複合材料の製造方法である。

粉末冶金法においては、通常、チタン粉末およびニッケル粉末を、ボールミル等を用いて混合した後、焼結を行う。

（焼結）
混合粉末の焼結は、粉末冶金の分野において従来用いられている各種方法が採用できる。焼結の方法としては、具体的には、放電プラズマ焼結（ＳＰＳ）、ホットプレス焼結、熱間静水圧焼結（ＨＩＰ）、ミリ波焼結、およびマイクロ波焼結等が例示できる。合金形成が促進されやすいことから、好ましくは、焼結は放電プラズマ焼結である。

焼結は、真空雰囲気、またはアルゴンガスや窒素ガス等の不活性ガス雰囲気で行うことが好ましい。

焼結温度は特に限定するものではなく、サンプルサイズ等によって適宜調整されるが、例えば、９００～１２００℃であり、好ましくは９５０～１１００℃である。また、焼結時間は、サンプルサイズ等によって適宜調整されるが、例えば、３０～１２０分であり、好ましくは４５～９０分である。焼結は加圧下で行うことが好ましく、その際の条件としては、例えば、１０～１０００ＭＰａ、好ましくは１０～５０ＭＰａである。

（均質化処理）
均質化処理は、合金中のＴｉとＮｉとの拡散を促進し、これらの元素が合金中に均質に分布するように、金属材料を所定の温度に加熱して一定時間保持する工程である。均質化処理は下記押出加工の前に行っても押出加工の後に行ってもよい。

均質化処理は、真空雰囲気、またはアルゴンガスや窒素ガス等の不活性ガス雰囲気で行うことが好ましい。

均質化処理における加熱温度は特に限定するものではないが、例えば、９００～１１５０℃であり、好ましくは９５０～１１００℃である。また、加熱時間はサンプルサイズ等によって適宜調整されるが、例えば、４～１８時間であり、好ましくは８～１４時間である。

（押出加工）
さらに、上記の方法によって得られた焼結体を押出加工することができる。焼結体の押出加工によってロッドを得、当該ロッドを材料として医療用具を製造する。

押出加工は、熱間押出、冷間押出、または温間押出のいずれであってもよいが、加工性の観点から、好ましくは熱間押出が採用される。押出加工における押出比は、例えば５～５０であり、押出ラム速度は１～１０ｍｍ／秒である。熱間押出の条件は特に制限されないが、例えば、予備加熱温度が１００～４００℃であり、予備加熱時間が１～３０分である。

（溶体化処理）
溶体化処理は、均質化処理により粗大成長した析出物を母相に再固溶するように、合金中のＴｉとＮｉとの拡散を促進し、これらの元素が合金中に均質に分布するように、金属材料を所定の温度に加熱して一定時間保持した後、急冷する工程である。

溶体化処理における加熱温度は特に限定するものではないが、例えば、９００～１１５０℃であり、好ましくは９５０～１１００℃である。また、加熱時間は例えば、１０～１８０分であり、好ましくは０．５～１．５時間である。

（形状記憶熱処理）
形状記憶熱処理は、Ｔｉ_３Ｎｉ_４等の析出を促進し、機械的特性を向上させるように、金属材料を所定の温度に加熱する工程である。なお、Ｔｉ_３Ｎｉ_４等の析出は、後述のニッケルチタン酸化物を観察するための走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）では観察が難しい場合があり、ＴＥＭなどの観察手段によって観察される。なお、第一実施形態の医療用複合材料は、形状記憶熱処理を経て得れられることが好ましく、また、第一実施形態の医療用複合材料は、Ｔｉ_３Ｎｉ_４を含むことが好ましい。

形状記憶熱処理における加熱温度は特に限定するものではないが、例えば、３５０～６００℃であり、好ましくは４５０～５５０℃である。また、加熱時間はサンプルサイズ等によって適宜調整されるが、例えば５～１８０分であり、好ましくは０．５～１．５時間である。

（加工）
上記の方法のようにして得られた合金のロッドを、任意に加工し、所望の医療用具を製造する。例えば、ステントであれば、機械加工によりロッドの中心部を繰り抜き、パイプ形状にする。これをレーザー加工によりステントのパターンにカットし、さらに化学研磨、電解研磨を施しステントを作製することができる。

＜医療用具＞
本発明の他の実施形態は、第一実施形態の複合材料を含む医療用具である。

医療用具としては、例えば、ステント、ステントグラフト、ガイドワイヤー、カテーテル等を例示できる。具体的には、留置針、ＩＶＨカテーテル、薬液投与用カテーテル、サーモダイリューションカテーテル、血管造影用カテーテル、血管拡張用カテーテルおよびダイレーター若しくはイントロデューサー等の血管内に挿入若しくは留置されるカテーテル；または、これらのカテーテル用のガイドワイヤー、スタイレット等；胃管カテーテル、栄養カテーテル、経管栄養用（ＥＤ）チューブ、尿道カテーテル、導尿カテーテル、バルーンカテーテル、気管内吸引カテーテルをはじめとする各種の吸引カテーテルや排液カテーテル等の血管以外の生体組織に挿入若しくは留置されるカテーテル類；が例示できる。好ましくは、本発明に係る医療用具は、ステントである。

ステントとしては、好適には、線状構成要素により環状に形成され、複数の一端側屈曲部および複数の他端側屈曲部を有する環状体が、軸方向に複数配列するとともに、隣り合う環状体が連結部により連結されており、さらに、前記連結部として、隣り合う一端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他端側の前記環状体の一端側屈曲部の頂点間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する中央部頂点間屈曲連結部と、隣り合う一端側の前記環状体の他端側屈曲部の頂点と他端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する頂点中央部間屈曲連結部とからなる２種類の連結部を備えている。

図１は、医療用具の一例であるステントの一例を表す。図１のステント１は、生体内への留置操作時に変形することにより生体内組織に密着する生体内留置用ステントである。

ステント１は、略円筒形状に形成され、生体内挿入時には縮径され、生体内留置時には縮径前の形状に復元可能なステント、いわゆる自己拡張型ステントである。図１は、ステント１の圧縮時（生体内挿入時）の外観形状を示している。なお、本発明のステントは、自己拡張型ステントに限定されるものではない。例えば、略管状体に形成され、生体内の管腔への挿入のための直径を有し、管状体の内部より半径方向に広がる力が付加されたときに拡張可能なバルーン拡張型ステントであってもよい。

図２は、拡張時のステントを示す。図２に示されるように、ステント１は、線状構成要素により環状に形成され、複数の一端側屈曲部２ａおよび複数の他端側屈曲部２ｂを有する環状体（波線状環状体）２が、軸方向に複数配列するとともに、隣り合う環状体が連結部により連結されている。

ステント１を形成する波線状環状体２の数としては、ステントの長さによって相違するが、３～９０が好ましく、特に、５～８０が好ましい。

図２に示すように、ステント１の一端に位置する環状体には、さらに一端側に突出する一端部屈曲線状部２１，２２，２３，２４が設けられており、ステント１の一端部は、これら一端部屈曲線状部により形成されている。そして、一端部屈曲線状部２１は、環状体２の一端側屈曲部の頂点と環状体２の他の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに、２つの一端側屈曲部と１つの他端側屈曲部を有している。そして、一端部屈曲線状部２１の１つの一端側屈曲部には、開口部７が設けられ、また、開口部７には造影用マーカー８が装着されている。また、一端部屈曲線状部２２は、環状体２の一端側屈曲部の頂点と他の一端側屈曲部の頂点とを連結するとともに、２つの一端側屈曲部と１つの他端側屈曲部を有している。そして、一端部屈曲線状部２２の１つの一端側屈曲部には、開口部７が設けられ、また、開口部７には造影用マーカー８が装着されている。一端部屈曲線状部２３は、環状体２の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他の一端側屈曲部の頂点とを連結するとともに、２つの一端側屈曲部と１つの他端側屈曲部を有している。そして、一端部屈曲線状部２３の１つの一端側屈曲部には、開口部７が設けられ、また、開口部７には造影用マーカー８が装着されている。そして、一端部屈曲線状部２４は、環状体２の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに、１つの一端側屈曲部を有している。

造影用マーカーとしては、Ｘ線造影用、超音波造影用などどのようなものであってもよい。マーカーとしては、Ｘ線造影性物質、超音波造影性物質などの造影性物質により形成される。マーカーの形成材料としては、例えば、金、白金、タングステン、タンタル、イリジウム、パラジウムあるいはそれらの合金、あるいは金－パラジウム合金、白金－イリジウム、ＮｉＴｉＰｄ、ＮｉＴｉＡｕ等が好適である。

ステント１では、図１、図２および図３に示すように、すべての隣り合う環状体間は、頂点間屈曲連結部３１と、中央部間屈曲連結部３２と、中央部頂点間屈曲連結部３３と、頂点中央部間屈曲連結部３４の４種類の連結部により連結されている。

ステント１は、図３に示されるように、連結部として、隣り合う一端側の環状体２の他端側屈曲部２ｂの頂点と他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａの頂点間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有する頂点間屈曲連結部３１と、隣り合う一端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃと他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃ間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有する中央部間屈曲連結部３２と、隣り合う一端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃと他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａの頂点間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有する中央部頂点間屈曲連結部３３と、隣り合う一端側の環状体の他端側屈曲部２ｂの頂点と他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃとを連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有する頂点中央部間屈曲連結部３４とからなる４種類の連結部のうち、頂点間屈曲連結部３１と中央部間屈曲連結部３２を含む少なくとも３種類の連結部を備え、かつ、隣り合う環状体間は、少なくとも２つの異なる種類の連結部により連結されている。

頂点間屈曲連結部３１は、図３に示すように、隣り合う一端側の環状体２の他端側屈曲部２ｂの頂点と他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａの頂点間を連結するとともに２つの一端側屈曲部３ａと２つの他端側屈曲部３ｂを有している。なお、頂点間屈曲連結部３１は、このようにそれぞれ２つの一端側屈曲部３ａと他端側屈曲部３ｂを有することにより、柔軟性と圧縮容易性を確実にステントに付与することができる。また、この頂点間屈曲連結部３１は、後述する他の連結部より有する屈曲部の数も多く、長さも長いものとなっている。なお、頂点間屈曲連結部は、それぞれ１つの一端側屈曲部３ａと他端側屈曲部３ｂを有するものであってもよい。そして、屈曲連結部３１と連結する環状体２の屈曲部の頂点は、分岐部を構成する。そして、頂点間屈曲連結部３１の一端側屈曲部３ａは、この連結部３１が連結する一端側の環状体２の屈曲部間（他端側屈曲部間）に進入しており、他端側屈曲部３ｂは、この連結部３１が連結する他端側環状体２の屈曲部間（一端側屈曲部間）に進入している。このため、ステントに高い拡張維持力を付与している。

中央部間屈曲連結部３２は、図３に示すように、隣り合う一端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃと他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃ間を連結するとともに１つの一端側屈曲部３ａおよび１つの他端側屈曲部３ｂを有している。また、この中央部間屈曲連結部３２は、隣り合う環状体の線状部の中間部同士を連結するため、ある程度の剛性を持ち、ステントの拡張維持力の向上に寄与する。また、中央部２ｃは、一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部のほぼ中間点であることが好ましい。そして、屈曲連結部３２と連結する環状体２の中央部２ｃは、分岐部を構成する。また、中央部間屈曲連結部３２は、上述した頂点間屈曲連結部３１とステントの周方向に連続しないように配置されている。また、この実施例のステントでは、中央部間屈曲連結部３２は、上述した頂点間屈曲連結部３１とステントの中心軸に対してほぼ向かい合うものとなっている。この中央部間屈曲連結部３２は、それぞれ１つのみの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有するものであることが好ましい。そして、中央部間屈曲連結部３２の一端側屈曲部３ａも、この連結部３２が連結する一端側の環状体２の屈曲部間に進入しており、他端側屈曲部３ｂも、この連結部３２が連結する他端側環状体２の屈曲部間に進入している。このため、ステントに高い拡張維持力を付与している。

中央部頂点間屈曲連結部３３は、図３に示すように、隣り合う一端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃと他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａの頂点間を連結するとともに１つの一端側屈曲部３ａおよび１つの他端側屈曲部３ｂを有している。また、この中央部頂点間屈曲連結部３３は、隣り合う環状体の線状部の中間部と頂点を連結するため、上述した頂点間屈曲連結部３１と中央部間屈曲連結部３２の中間的な物性を示すものとなっている。そして、この中央部頂点間屈曲連結部３３は、ステントの周方向において、頂点間屈曲連結部３１と中央部間屈曲連結部３２の間となるように配置されている。そして、屈曲連結部３３と連結する環状体２の中央部２ｃ、屈曲部２ａの頂点は、分岐部を構成する。この中央部頂点間屈曲連結部３３は、それぞれ１つのみの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有するものであることが好ましい。そして、中央部頂点間屈曲連結部３３の一端側屈曲部３ａも、この連結部３３が連結する一端側の環状体２の屈曲部間に進入しており、他端側屈曲部３ｂも、この連結部３３が連結する他端側環状体２の屈曲部間に進入している。このため、ステントに高い拡張維持力を付与している。

頂点中央部間屈曲連結部３４は、図３に示すように、隣り合う一端側の環状体の他端側屈曲部２ｂの頂点と他端側の環状体２の一端側屈曲部２ａと他端側屈曲部２ｂを結ぶ線状部の中央部２ｃとを連結するとともに１つの一端側屈曲部３ａおよび１つの他端側屈曲部３ｂを有している。また、この頂点中央部間屈曲連結部３４は、隣り合う環状体の線状部の中間部と頂点を連結するため、上述した頂点間屈曲連結部３１と中央部間屈曲連結部３２の中間的な物性を示すものとなっている。そして、この頂点中央部間屈曲連結部３４は、ステントの周方向において、頂点間屈曲連結部３１と中央部間屈曲連結部３２の間となるように配置されている。また、この実施例のステントでは、頂点中央部間屈曲連結部３４は、上述した中央部頂点間屈曲連結部３３とステントの中心軸に対してほぼ向かい合うものとなっている。そして、屈曲連結部３４と連結する環状体２の中央部２ｃ、屈曲部２ｂの頂点は、分岐部を構成する。この頂点中央部間屈曲連結部３４は、それぞれ１つのみの一端側屈曲部３ａおよび他端側屈曲部３ｂを有するものであることが好ましい。そして、頂点中央部間屈曲連結部３４の一端側屈曲部３ａも、この連結部３４が連結する一端側の環状体２の屈曲部間に進入しており、他端側屈曲部３ｂも、この連結部３４が連結する他端側環状体２の屈曲部間に進入している。このため、ステントに高い拡張維持力を付与している。

そして、隣り合う環状体間の連結部は、頂点間屈曲連結部３１の周方向左に中央部頂点間屈曲連結部３３が位置し、その左に、中央部間屈曲連結部３２が位置し、その左に、頂点中央部間屈曲連結部３４が位置し、その左に、上記頂点間屈曲連結部３１が位置するものとなっており、頂点間屈曲連結部３１、中央部頂点間屈曲連結部３３、中央部間屈曲連結部３２、頂点中央部間屈曲連結部３４が周方向左回りにその順番にて環状となるように配置されている。

そして、図２に示すように、ステント１の他端部２０には、他端環状部２０ａが配置されている。この環状部２０ａは、上述した環状部２と同様に、それぞれ７個の一端側屈曲部と他端側屈曲部を有する波線状環状体となっている。また、他端環状部２０ａの７つの他端側屈曲部の一部（具体的には、３つの屈曲部）には、開口部７および開口部７に設けられた造影用マーカー８を備えている。

他端環状部２０ａと隣り合う環状体２は、複数の他端部連結部により連結されている。この実施例のステント１では、他端環状部２０ａと隣り合う環状体２との間には、他端部連結部２５，２６，２７，２８が設けられている。他端部連結部２５は、環状体２の他端側屈曲部２ｂの頂点と他端環状部２０ａの一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに１つの一端側屈曲部および１つの他端側屈曲部を有している。他端部連結部２６は、環状体２の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他端環状部２０ａの一端側屈曲部の頂点とを連結するとともに屈曲部を持たない直線状のものとなっている。他端部連結部２７は、環状体２の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他端環状部２０ａの一端端側屈曲部の頂点とを連結するとともに１つの一端側屈曲部および１つの他端側屈曲部を有している。他端部連結部２８は、環状体２の他端側屈曲部の頂点と他端環状部２０ａの一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに屈曲部を持たない直線状のものとなっている。

他端環状部２０ａは、図２に示すように、始端および終端がともに他端環状部２０ａと連結する補強屈曲線状部２０ｂ、２０ｃを備えている。補強屈曲線状部２０ｂは、他端環状部２０ａの一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部間を連結するとともに１つの一端側屈曲部を有している。補強屈曲線状部２０ｃは、他端環状部２０ａの隣り合う一端側屈曲部の頂点間を連結するとともに２つの一端側屈曲部と１つの他端側屈曲部を有している。ステントの他端部は、上述したような構成を有することにより、高い形状保持性を有する。

上述した頂点間屈曲連結部３１は、ステント１の軸方向に対して螺旋的となるように配置されている。同様に、中央部間屈曲連結部３２も、ステントの軸方向に対して螺旋的となるように配置されている。このため、頂点間屈曲連結部３１、中央部間屈曲連結部３２は、ステントの軸方向に直線上に連続しないものとなっている。同様に、中央部頂点間屈曲連結部３３，頂点中央部間屈曲連結部３４もステントの軸方向に対して螺旋的となるように配置されている。この実施例のステント１では、ステントの軸方向に同じ種類の連結部が直線上に連続しないものとなっている。

また、上述した造影用マーカー８は、開口部７を閉塞するように固定されている。造影用マーカー８としては、例えば、ステントに形成された開口部７に、この開口部７より若干小さい部分と大きい部分を有する造影性物質の円盤状部材を配置し両面より押圧して、リベット状に、かしめることにより取り付けられることが好ましい。

ステントには、ステントおよびステントグラフトが含まれる。

ステントの厚さは、従来の一般的なものが採用できる。例えば、ステントの厚さは、５０～５００μｍ程度であり、支持性と分解時間との関係から、６０～３００μｍ程度が好ましく、７０～２００μｍ程度がより好ましい。本実施形態に係るステント基体は、優れた力学特性（例えば、拡張保持力）を有するため、ステントを肉薄にできる。

ステントの大きさも、その目的や機能に合わせて適宜調節される。例えば、拡張後におけるステントの外径（直径）は、１～４０ｍｍ程度が好ましく、１．５～１０ｍｍ程度がより好ましく、２～５ｍｍ程度が特に好ましい。

また、ステントの長さも特に制限されず、処置すべき疾患によって適宜選択が可能であり、例えば５～３００ｍｍ程度が好ましく、１０～５０ｍｍ程度がより好ましい。

ステントは、上記のステント基体のほか、本発明の目的効果を損なわない範囲において、ステント基体上にコート層を設けてもよい。コート層の構成材料は生分解性材料が好ましく、その生分解性材料としては、特に限定されないが、例えば、ポリエステル、ポリ酸無水物、ポリカーボネート、ポリホスファゼン、ポリリン酸エステル、ポリペプチド、多糖、タンパク質、セルロースからなる群から選択される重合体が例示でき、より具体的には、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、乳酸－グリコール酸共重合体、ポリカプロラクトン、乳酸－カプロラクトン共重合体、ポリヒドロキシ酪酸、ポリリンゴ酸、ポリ－α－アミノ酸、コラーゲン、ラミニン、ヘパラン硫酸、フィブロネクチン、ビトロネクチン、コンドロイチン硫酸、およびヒアルロン酸、からなる群から選ばれた少なくとも１種またはブレンドであり、生体内で分解することを考慮すると医学的に安全なものが好ましい。ステント外表面（ステント基体外表面）をコーティングする生分解材料の分子量、精製度、結晶化度を調節して分解期間を長くすることができる。例えば、上記の生分解性材料の精製度を高めて未反応のモノマーや低分子量各分を排除したり、結晶化度を高めてステント骨格内部に侵入する水分量を抑制したりすることで、加水分解時間を長くすることができる。また、上記のコート層形成生分解性材料と、上述した薬剤の１種または２種以上とを、任意の割合で、例えば１：９９～９９：１（ｗ／ｗ）、好ましくは８０：２０～９５：５（ｗ／ｗ）の割合で含有させ、コート層を薬剤コーティング層とすることもできる。コート層の形成方法は、特に制限されず、通常のコーティング方法が同様にしてまたは適宜修飾して適用できる。具体的には、生分解性材料、ならびに必要に応じて上記薬剤および適当な溶剤を混合して混合物を調製し、当該混合物をステント基体に塗布する方法が適用できる。

本発明の他の実施形態は、下記耐久性試験法による耐久性が１００，０００回以上である、ステント；耐久性試験法：ねじり角度：±３０°／１０ｍｍ、チャック間距離：３０ｍｍ、周波数：２Ｈｚ、温度：３７℃である。ステントがかような構成であることで、耐久性に優れたステントとなる。耐久性試験法による耐久性は、２００，０００回以上であることが好ましく、３００，０００回以上であることがより好ましい。

また、本発明の他の好適な実施形態は、線状構成要素により環状に形成され、複数の一端側屈曲部および複数の他端側屈曲部を有する環状体が、軸方向に複数配列するとともに、隣り合う環状体が連結部により連結されており、さらに、前記連結部として、隣り合う一端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他端側の前記環状体の一端側屈曲部の頂点間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する中央部頂点間屈曲連結部と、隣り合う一端側の前記環状体の他端側屈曲部の頂点と他端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する頂点中央部間屈曲連結部とからなる２種類の連結部を備え、上記耐久性試験法による耐久性が１００，０００回以上である、ステントである。

上記実施形態のステントは、例えば、第一実施形態の医療用複合材料を用いて得ることができ、また、第一実施形態の医療用複合材料の製造方法を経て、製造することができる。

本発明の効果を、以下の実施例および比較例を用いて説明する。実施例において「部」あるいは「％」の表示を用いる場合があるが、特に断りがない限り、「重量部」あるいは「重量％」を表す。また、特記しない限り、各操作は、室温（２５℃）で行われる。

（実施例）
（１）ニッケル粉末（Ｔｙｐｅ－１２３，ＶＡＬＥ社製）とチタン粉末（ＴＣ－４５０、トーホーテック社製）とを所定の混合比（Ｔｉ－５１．０、５１．５、５１．８ａｔ％Ｎｉ）に秤量後、プラスチック容器に入れ、さらにプラスチック容器に酸化ジルコニウムボール（φ１０ｍｍ）を粉末重量比１０：１（粉末：ボール）で入れ、卓上ボールミル（ＡＶ－２、アサヒ理化製作所製）で、回転速度９０ｒｐｍで、３時間混合した。
（２）焼結処理：（１）で得られた混合粉末をカーボンコンテナに充填し、放電プラズマ焼結装置（ＳＰＳ－１０３０Ｓ：ＳＰＳシンテック製）を用いて、真空度６Ｐａ、焼結圧力３０ＭＰａ、焼結温度１０００℃、焼結時間６０分にて、粉末を焼結した。
（３）均質化熱処理：（２）で得られた粉末をアルゴン雰囲気下にて、１０００℃、１２時間で熱処理をした。
（４）押出加工：（３）で得られた焼結体を押出加工比６（コンテナ内径３７ｍｍ、ダイス径１５ｍｍ）、押出ラム速度６ｍｍ／ｓ、加熱温度１１００℃、金型温度３００－４００℃で押出加工した。
（５）形状記憶熱処理：得られた加工品を１０００℃、１時間の溶体化熱処理（加熱後、急冷）、５００℃、１時間の形状記憶熱処理をした。その後、押出材を引張試験片、パイプへ加工した。

（比較例）
非特許文献１、非特許文献２の記載にしたがって、試料を作製した。

［各物性の測定方法］
（酸素量の測定）
酸素量は、不活性ガス融解－赤外線吸収法、窒素、酸素、水素分析装置ＥＭＧＡ－９３０（堀場製作所社製）を用いて測定した。

（Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相中のＮｉ量の測定）
Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相中のＮｉ量は、測定電子線プローブマイクロアナライザ（ＦＥ－ＥＰＭＡ）ＪＸＡ－８５３０Ｆ（日本電子社製）を用いて測定した。

なお、測定には、各実施例および比較例で得られた押出材にワイヤ放電加工を用いて切り出しを行ったパイプ（φ６×ｔ０．２×Ｌ５０）を用い、研磨、エッチングにより作製した断面試料にＰｔスパッタコートをして実施し、Ｎ＝３で測定し、その平均値を算出した。

（ニッケルチタン酸化物の平均円相当径、比表面積の算出）
熱電界放射型走査電子顕微鏡（ＴＦＥ－ＳＥＭ、ＪＳＭ－６５００Ｆ（日本電子社製））を用いて、反射電子像（ＢＳＥ）のコントラストから輪郭を決定し、粒子面積を測定した。さらに、撮影箇所における粒子面積の総和をＳＥＭ測定面積で割ってニッケルチタン酸化物の比表面積を算出した。さらに、当該粒子面積から円相当径を（（４×粒子面積）÷π）^１／２の式から算出し、撮影箇所における粒子（おおよそ２００個）の円相当径の平均を算出して平均円相当径とした。なお、実施例のＮｉ量が５１．０ａｔ％のサンプルの円相当径ヒストグラムを図４に載せる。ここでは、円相当径が０μｍを超え０．１μｍ以下の粒子をデータ区間０．１、円相当径が０．１μｍを超え０．２μｍ以下の粒子をデータ区間０．２・・・とし、その個数を頻度として表した。この場合、ニッケルチタン酸化物の円相当径の最頻値においても、１．０μｍ以下となることが好ましく、０．２～１．０μｍとなることがより好ましい。

なお、ニッケルチタン酸化物の平均円相当径、比表面積は、（５）で得られたサンプルにワイヤ放電加工を用いて切り出しを行ったパイプ（φ６×ｔ０．２×Ｌ５０）を用いた。

［評価］
＜引張試験：プラトー応力および８％ひずみ負荷時形状回復率＞
得られた押出材に放電、切削加工を用い、丸棒引張試験片（平行部直径３ｍｍ、長さ１５ｍｍ）とした。引張試験は、ＡＵＴＯＧＲＡＰＨＡＧ－Ｘ５０ｋＮ（島津製作所）を用いて、ひずみ速度０．５ｋｓ^－１にて引張試験を行った。

また、同一条件下においてヒステリシス試験を行い、付与ひずみ８％における形状回復率を測定した。なお、形状回復率は、９０％以上であることが好ましく、９５％以上であることがより好ましく、９６．５％以上であることがさらにより好ましい。

結果を下記表１に示す。

＜耐久性試験＞
以下のステント形状のステントを用いて以下の試験条件にて耐久性試験を行った。試験は３回行い、その平均をとった。結果を下記表２に示す。

（ステント形状）
耐久性データ測定サンプルの形状：ステント（テルモ株式会社、Ｍｉｓａｇｏ（登録商標）デザイン／特開２０１１－２００７０５号、φ６×Ｌ４０）
ステントの製造方法：
（１）得られた押出材にワイヤ放電加工を行い、パイプ（φ６×ｔ０．２×Ｌ５０）を切り出しする。

（２）パイプにレーザーカット、ブラスト、化学研磨、電解研磨を行い、ステントを得た。

レーザーカット：ＲｏｆｉｎＳＣ－１８を用いてレーザーカット
ブラスト：モランダム＃７００Ｊ（昭和電工）を用いて表面研磨
化学研磨：ＭｉｃｒｏＣｌｅａｎ（ＲＤＣｈｅｍｉｃａｌＣｏｍｐａｎｙ）に浸漬
電解研磨：１０％硫酸メタノールを用いて研磨。

（試験条件）
条件：ねじり角度：±３０°／１０ｍｍ
チャック間距離：３０ｍｍ
周波数：２Ｈｚ
温度：３７℃
装置：ＥｌｅｃｔｒｏＦｏｒｃｅ３２００（ＴＡＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）

上記結果より、本発明の医療用複合材料は、形状回復率が高く、耐久性の高いものであった。

ステント１、
環状体２、
一端側屈曲部２ａ、
他端側屈曲部２ｂ、
中央部２ｃ、
一端側屈曲部３ａ、
他端側屈曲部３ｂ、
頂点間屈曲連結部３１、
中央部間屈曲連結部３２、
中央部頂点間屈曲連結部３３、
頂点中央部間屈曲連結部３４。

Claims

Ｎｉ－Ｔｉ系合金母相と、当該母相中に分散されたニッケルチタン酸化物と、を有し、
酸素量が０．１０～０．２０重量％であり、
前記ニッケルチタン酸化物の平均円相当径が１．００μｍ以下であり、
前記合金母相は、５０ａｔ％を超え、５３ａｔ％以下のＮｉを含有し、かつ、残部がＴｉおよび不可避的不純物からなる、医療用複合材料。
粉末冶金法によって得られる、請求項１に記載の医療用複合材料。
前記ニッケルチタン酸化物の比表面積が１．５～３．０％である、請求項１または２に記載の医療用複合材料。
請求項１～３のいずれか１項の記載の医療用複合材料を用いた医療用具。
下記耐久性試験法による耐久性が１００，０００回以上である、ステント；
耐久性試験法：ねじり角度：±３０°／１０ｍｍ、チャック間距離：３０ｍｍ、周波数：２Ｈｚ、温度：３７℃。
線状構成要素により環状に形成され、複数の一端側屈曲部および複数の他端側屈曲部を有する環状体が、軸方向に複数配列するとともに、隣り合う環状体が連結部により連結されており、さらに、
前記連結部として、隣り合う一端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部と他端側の前記環状体の一端側屈曲部の頂点間を連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する中央部頂点間屈曲連結部と、隣り合う一端側の前記環状体の他端側屈曲部の頂点と他端側の前記環状体の一端側屈曲部と他端側屈曲部を結ぶ線状部の中央部とを連結するとともに少なくとも１つの一端側屈曲部および他端側屈曲部を有する頂点中央部間屈曲連結部とからなる２種類の連結部を備えている、請求項５に記載のステント。