(57)【要約】本発明の一態様によれば、第１および第２の生体接触（たとえば組織および／または体液接触）多孔質ポリマー層（１２０、１３０）；前記第１および第２の多孔質ポリマー層の間に配置されたポリマーバリアー層（１２０）；ならびに補強要素（１５０）を含む長期医用物品が提供される。本発明の別の態様によれば、補強要素；０．２〜０．３ｍＮ／ｃｍ（２０〜３０ｄｙｎｅｓ／ｃｍ）の範囲の表面エネルギーを有し、前記補強要素の内側表面上に配置された血液接触多孔質ポリマー層；および前記補強要素の外側表面上に形成されたさらなる多孔質ポリマー層を含む、長期埋込み用管状医用物品が提供される。
2010518945.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
（ａ）第１および第２の身体接触フィラメント状多孔質ポリマー層；
（ｂ）該第１および第２の多孔質ポリマー層の間に配置されたポリマーバリアー層；ならびに
（ｃ）補強要素
を含み、長期埋込みに適している医用物品。
【請求項２】
血液接触医用物品である、請求項１に記載の医用物品。
【請求項３】
シートの形態である、請求項１に記載の医用物品。
【請求項４】
前記中空医用物品が管状医用物品である、請求項１に記載の医用物品。
【請求項５】
前記第１および第２の多孔質ポリマー層がポリマー繊維から形成されている、請求項１に記載の医用物品。
【請求項６】
前記第１および第２の多孔質ポリマー層が生体安定性ポリマー層である、請求項１に記載の医用物品。
【請求項７】
前記第１および第２の多孔質ポリマー層の少なくとも１つの層の空孔が、生体分解性材料または生体吸収性材料で満たされている、請求項６に記載の医用物品。
【請求項８】
前記ポリマーバリアー層が生体安定性バリアー層である、請求項１に記載の医用物品。
【請求項９】
前記第１の多孔質ポリマー層、前記第２の多孔質ポリマー層、および前記ポリマーバリアー層がそれぞれ、ポリ（スチレン）ブロックおよびポリイソブチレンブロックを含むコポリマーを含む、請求項１に記載の医用物品。
【請求項１０】
前記第１の多孔質ポリマー層の組成がその厚みにわたって変化し、該第１の多孔質層のスチレン含量が、デバイスの管内側表面から層内へ半径方向に進むにつれて減少する、請求項９に記載の医用物品。
【請求項１１】
前記補強要素が、（ａ）切断したもしくはエッチング処理したチューブまたは（ｂ）任意選択で巻いてチューブの形状にされる切断したもしくはエッチング処理したシートを含む、請求項１に記載の医用物品。
【請求項１２】
前記医用物品が管状医用物品であり、前記補強要素がコイル化フィラメントである、請求項１に記載の医用物品。
【請求項１３】
前記補強要素がコイル化弾性フィラメントであり、前記医用物品がエクスビボで長さ方向に少なくとも１００％弾性的に伸長することができる、請求項１２に記載の医用物品。
【請求項１４】
前記弾性フィラメントが１，０００ＭＰａ〜２５０，０００ＭＰａの範囲の弾性率を有する、請求項１３に記載の医用物品。
【請求項１５】
前記弾性フィラメントが、下記材料：金属チタン、金属タンタル、鉄およびクロムを含む合金、ニッケルおよびチタンを含む合金、コバルトおよびクロムを含む合金、コバルト、クロムおよび鉄を含む合金、ニッケル、コバルトおよびクロムを含む合金、コバルト、クロム、タングステンおよびニッケルを含む合金、ならびにニッケルおよびクロムを含む合金のうちの１または複数を含む複合体および非複合体フィラメントから選択される、請求項１３に記載の医用物品。
【請求項１６】
前記フィラメント状補強要素が前記第１および第２の多孔質ポリマー層の間に配置された、請求項１に記載の医用物品。
【請求項１７】
前記医用物品が血管グラフトであり、前記第１のポリマー層が該医用物品の管内側表面に位置し、前記第２のポリマー層が該医用物品の管外側表面に位置する、請求項１に記載の医用物品。
【請求項１８】
前記第１の層が１０〜５０ミクロンの範囲の空孔寸法を有し、前記第２のポリマー層が５０〜１００ミクロンの範囲の空孔寸法を有する、請求項１７に記載の医用物品。
【請求項１９】
前記第１の多孔質ポリマー層、前記第２の多孔質ポリマー層、および前記ポリマーバリアー層がそれぞれポリ（スチレン）ブロックおよびポリイソブチレンブロックを含むコポリマーを含み、該第１の多孔質ポリマー層中の該コポリマーが１５〜５０モル％のスチレンを含み、該第２のポリマー層中の該コポリマーが１５〜５０モル％のスチレンを含み、該ポリマーバリアー層中の該コポリマーが５〜５０モル％のスチレンを含む、請求項１７に記載の医用物品。
【請求項２０】
前記第１の多孔質ポリマー層が第１の管内側多孔質ポリマー副層および第２の多孔質ポリマー副層を含み、該第１の多孔質ポリマー副層、該第２の多孔質ポリマー副層、前記ポリマーバリアー層、および前記第２の多孔質ポリマー層がそれぞれポリ（スチレン）ブロックおよびポリイソブチレンブロックを含むコポリマーを含み、該第１のポリマー副層中の該コポリマーが３０〜５０モル％のスチレンを含み、該第２の多孔質ポリマー副層中の該コポリマーが１５〜２０モル％のスチレンを含み、該第２のポリマー層中の該コポリマーが１５〜２０モル％のスチレンを含み、該ポリマーバリアー層中の該コポリマーが５〜１５モル％のスチレンを含む、請求項１７に記載の医用物品。
【請求項２１】
前記第１および第２のポリマー副層がそれぞれ２０〜３０ミクロンの範囲の空孔寸法を有し、前記第２のポリマー層が６０〜１００ミクロンの範囲の空孔寸法を有する、請求項２０に記載の医用物品。
【請求項２２】
前記医用物品がステントグラフトであり、前記第１のポリマー層が該医用物品の管内側表面に位置し、前記第２のポリマー層が該医用物品の管外側表面に位置し、前記補強要素がステントを含む、請求項１に記載の医用物品。
【請求項２３】
（ａ）補強要素；
（ｂ）該補強要素の内側表面上に配置され、２０〜３０ｄｙｎｅｓ／ｃｍの範囲の表面エネルギーを有する血液接触多孔質ポリマー層；および
（ｃ）該補強要素の外側表面上に形成されたさらなる多孔質ポリマー層
を含み、長期埋込みに適している医用物品。
【請求項２４】
前記補強要素が血管ステントを含む、請求項２３に記載の医用物品。
【請求項２５】
前記医用物品が血管グラフトであり、前記血液接触多孔質ポリマー層が１０〜５０μｍの空孔寸法を有する、請求項２３に記載の医用物品。
【請求項２６】
前記医用物品が拡張型ステントであり、前記血液接触多孔質ポリマー層が拡張後に１０〜５０μｍの空孔寸法を有する、請求項２３に記載の医用物品。
【請求項２７】
前記血液接触多孔質ポリマー層がポリマー繊維から形成されている、請求項２３に記載の医用物品。
【請求項２８】
抗増殖剤をさらに含む、請求項２３に記載の医用物品。
【請求項２９】
前記抗増殖治療剤がタキソール、シロリムスおよびシロリムス類似体から選択される、請求項２８に記載の医用物品。
【請求項３０】
前記血液接触多孔質ポリマー層および前記さらなる多孔質ポリマー層がそれぞれ、ポリスチレンブロックおよびポリイソブチレンブロックを含むコポリマーを含む、請求項２３に記載の医用物品。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の陳述）
本願は、「長期埋込み用の医用物品」と題された、２００７年２月２７日に出願された米国仮特許出願第６０／９０３，５９１号の利益を主張し、この米国仮特許出願は、本明細書中に参考として援用される。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は、長期埋込み用の血液および組織接触医用物品を含む長期埋込み用の医用物品に関する。
【背景技術】
【０００３】
（発明の背景）
多孔質ポリマー領域を含む種々の医用物品が知られている。そのような医用物品を形成する１つの特に有益な方法は、Ｗｏｎｇに付与された特許文献１に記載されており、該明細書の開示は、本発明の開示に矛盾しない範囲で、参照により本明細書に組み込まれる。本開示において、医用物品は、繊維をマンドレル上に巻回し、上にある繊維の部分を同時に土台の繊維の部分に結合させる手順によって作製される。たとえば、スピナレットをマンドレルに対して前後に往復動させるとともに、ポリマー溶液をスピナレットから押し出し、回転するマンドレルの上に巻き付いたフィラメントを形成させることができる。乾燥パラメーター（たとえば乾燥環境、溶液温度および濃度、スピナレットとマンドレルの距離、その他）を制御して、フィラメントがマンドレル上に巻かれるにつれてフィラメント内にいくらかの残存溶媒が残るようにする。溶媒がさらに蒸発する際に、マンドレル上の重なった繊維が相互に結合するようになる。
【０００４】
血管グラフトは多孔質ポリマー医用物品の例であり、これらは上記のまたは他の方法を用いて作成することができる。小径血管グラフト（たとえば直径６ｍｍ以下のグラフト）を含むある種の血管グラフトは、長期開存性が極めて悪いことが知られている。
【０００５】
管腔内ステントは、一般に体内管腔に、たとえば経皮経管冠動脈形成術（「ＰＣＴＡ」）等の手術の後に冠動脈に、挿入されまたは埋め込まれる。このようなステント１００の１つの例を図５に示す。このようなステントは、動脈壁を支持し、ＰＣＴＡの後に起こり得る動脈壁の再閉鎖またはつぶれを防止することによって、冠動脈の開存を維持するために使用される。このようなステント１００はまた、ポリマーコーティングを有することができ、このコーティングから抗増殖剤が放出され、ある患者においてステント１００の埋込みの後の平滑筋細胞の増殖によって起こることがある血管の再狭小化または再狭窄を阻止する。理想的には、内皮細胞が動脈壁から薬剤溶出ステントストラット１００を超えて成長し、特に薬剤が完全に溶出するか、またはたとえば平滑筋細胞の増殖が起こることを防止するための有効な抗増殖レベル未満に薬量が低下した後で、内皮細胞の融合層が形成されるであろう。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】米国特許第４，４７５，９７２号明細書
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
（発明の要旨）
本発明の一態様によれば、（ａ）第１および第２の身体接触（たとえば組織および／または体液接触）多孔質ポリマー層；（ｂ）前記第１および第２の多孔質ポリマー層の間に配置されたポリマーバリアー層；ならびに（ｃ）補強要素を含む長期埋込み用医用物品が提供される。
【０００８】
本発明のこの態様の利点は、目前の用途に応じて表面空孔寸法および／または空孔率を容易に変化させることができる医用物品が提供できることである。
【０００９】
本発明のこの態様の別の利点は、実質的に非血栓性かつ非免疫原性である医用物品を含む、生体親和性が良好な医用物品が提供できることである。
【００１０】
本発明のこの態様の別の利点は、医用物品の穿刺に際して（たとえば縫合、ＡＶ針穿刺等の間等）、液体（たとえば血液、血清等）の漏洩を最小にできる医用物品が提供できることである。
【００１１】
本発明のこの態様の別の利点は、用途に応じてコンプライアンスを変化させることができる医用物品が提供できることである。
【００１２】
本発明のこの態様の別の利点は、強化された耐キンク性および耐圧縮性、ならびに良好なコンプライアンスを有する管状医用物品が提供できることである。
【００１３】
本発明の別の態様によれば、（ａ）補強要素；（ｂ）２０〜３０ｄｙｎｅｓ／ｃｍの範囲の表面エネルギーを有し、前記補強要素の内側表面上に配置された血液接触多孔質ポリマー層；および（ｃ）前記補強要素の外側表面上に形成されたさらなる多孔質ポリマー層を含む、長期埋込み用管状医用物品が提供される。
【００１４】
本発明のこの態様の利点は、たとえば管状血管用物品の場合に、その内側表面において内皮細胞の被覆層の形成を促進する、良好な生体親和性を有する管状医用物品が提供できることである。
【００１５】
本発明のこれらのおよび他の実施形態および利点は、以下の詳細な説明および特許請求の範囲を概観することによって、当業者には直ちに明確になるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１Ａ】本発明の一実施形態による血管グラフトの概略側面図である。
【図１Ｂ】本発明の一実施形態による図１Ａのグラフトの線Ｂ−Ｂに沿った概略断面図である。
【図２】本発明の代替実施形態による図１Ａのグラフトの線Ｂ−Ｂに沿った概略断面図である。
【図３Ａ】本発明によって構成された血管グラフトの写真である。
【図３Ｂ】本発明によって構成された血管グラフトの写真である。
【図４Ａ】本発明の一実施形態による血管ステントの概略断面図である。
【図４Ｂ】本発明の代替実施形態による血管ステントの概略断面図である。
【図５】従来技術による血管ステントの概略斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
（発明の詳細な説明）
本発明の種々の態様によれば、長期埋込みに適し、少なくとも１つのポリマー層を含む医用物品が提供される。
【００１８】
本明細書においては、「長期」埋込みは１カ月以上、たとえば、患者の残存寿命を含む１カ月から３カ月、６カ月、１２カ月、２４カ月またはさらに長期の範囲の埋込み期間を意味する。患者は、対象者とも称するが、脊椎を有する対象であり、より典型的にはヒト対象者、ペットおよび家畜を含む哺乳類の対象である。
【００１９】
本明細書においては、「層」（ならびに「フィルム」、「シート」等の関連用語）は、その厚みがその長さおよび幅に比べて小さい領域であり、平面である必要はなく（たとえば曲がり、皺等があってもよい）、不連続であってもよく（たとえば模様がある）、また２以上の副層から形成されていてもよい。
【００２０】
本明細書においては、本発明において使用される「多孔質」ポリマー層は、広く変化し得る空孔寸法を有するが、その平均直径は幅１ミクロン（μｍ）より大きく、たとえば１から２、５、１０、２５、５０、１００ミクロンまたはそれ以上の範囲にある。空孔寸法が与えられる場合は、それは数平均空孔幅であり、たとえば光学的顕微鏡法または走査電子顕微鏡法（ＳＥＭ）を用いて測定することができる。空孔は円筒状である必要はない。たとえば、本発明の多くの実施形態においては、多孔質領域は種々の角度で重なった繊維から形成され、したがって顕微鏡法で検査すると不規則な分布および寸法を有しているように見える。多孔質ポリマー層が回転する基材の上に繊維を巻回することによって形成される実施形態においては、空孔寸法は平均繊維間隔として定義することができ、これは堆積したままの繊維幅、基材の回転速度および繊維分配器（たとえばスピナレット）が回転する基材の長さを横断する速度に基づいて計算することができる。このような層の空孔率はまた広く変化することができ、２５〜９０％の空孔率が典型的である。本明細書において「空孔率」は空孔体積（すなわち空隙スペース）を全体積で除したものである。
【００２１】
本発明のある実施形態においては、ポリマーバリアー層が用いられる。本明細書で定義されるように、「ポリマーバリアー層」は、たとえば電解質等の小分子ならびにタンパク質およびポリヌクレオチド等の大分子を含み得る体液は透過し得るが、細胞は透過しないポリマー層である。たとえば、血小板は約２ミクロンの典型的な直径を有する最小の血液細胞である。したがって、細胞移動のバリアーとして作用する一方で水および栄養素を透過させるために、本発明において使用されるポリマーバリアー層は１ミクロン以下、たとえば１０００ｎｍ、５００ｎｍ、２５０ｎｍ、１００ｎｍ、５０ｎｍ、２５ｎｍ、１０ｎｍ、またはそれ未満の平均空孔寸法を有し、したがってそれらは上記で定義される「多孔質」ではない。本発明において使用されるあるポリマーバリアー層は、走査電子顕微鏡法においてさえも、観察される空孔を有しないであろう。
【００２２】
それらの名前から示唆されるように、多孔質ポリマー層、ポリマーバリアー層、ポリマー繊維等はポリマーを含み、通常５０ｗｔ％から７５ｗｔ％、９０ｗｔ％、９５ｗｔ％、９７．５ｗｔ％、９９ｗｔ％、またはさらにそれ以上のポリマーを含む。
【００２３】
本明細書で定義されるように、「ポリマー」は一般にモノマーと称される１種または複数の種類の構成単位の複数のコピーを含み、典型的には５から１０、２５、５０、１００、５００、１０００またはそれ以上のそれぞれの種類の構成単位を含む分子である。本明細書においては、用語「モノマー」は遊離モノマーおよびポリマーに組み込まれたモノマーを意味することがあり、その用語が用いられる文脈からその区別は明確である。
【００２４】
ポリマーはたとえば、単一の種類の構成単位の複数のコピーを含むホモポリマーおよび少なくとも２種の異なった種類の構成単位の複数のコピーを含むコポリマーを含み、これらの単位は種々の分布のいずれかに存在し、とりわけ、ランダムコポリマー、統計コポリマー、傾斜コポリマー、周期的コポリマー（たとえば交互コポリマー）、およびブロックコポリマーを含み得る。
【００２５】
本発明において使用されるポリマーは、環状、直鎖状および分枝状構造を含む種々の構造を有し得る。分枝状構造には、とりわけ、星形構造（たとえば単一分子領域から３個以上の鎖が広がる構造）、櫛形構造（たとえば主鎖および複数の側鎖を有する構造）、樹木状構造（たとえば樹木状および超分枝ポリマー）、およびネットワーク（たとえば架橋）構造が含まれる。
【００２６】
本発明において使用されるポリマー層は、用途に応じて生体安定性、生体分解性または両者の混合であってよく、多くの実施形態においてエラストマー性である。
【００２７】
本明細書で定義されるように、「生体安定性」材料は、医用デバイスが体内に埋め込まれて残存することを意図した期間にわたって原型のまま残存する材料である。
【００２８】
同様に、本明細書で定義されるように、「生体分解性」材料は、たとえば材料の溶解、化学的開裂等によって、医用デバイスが生体内に残存することを意図した期間にわたって原型のまま残存しない材料である。
【００２９】
管状構造、たとえば、単一ポリマー層または複数ポリマー層から形成された管状構造の「コンプライアンス」は、動脈の弾性の尺度で、単位圧力あたりの半径方向変化の百分率であり、式：
【００３０】
【化１】
2010518945.tif 000003
で表わされる。
ここでＣ＝コンプライアンス、Ｄ＝拡張期圧における血管グラフトの直径、ΔＤ＝収縮期圧および拡張期圧における血管グラフトの外径の変化、ΔＰ＝パルス圧、血管の仕事に対しては通常１２０ｍｍＨｇ〜０ｍｍＨｇである。たとえば「Ｂｉｏｌｏｇｉｃ  ａｎｄ  Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ」Ｓｔａｎｌｅｙ，ＪＣ編、Ｇｒｕｎｅ  ＆  Ｓｔｒａｔｔｏｎ、１９８２年、１９１頁を参照。
【００３１】
本発明において使用される管状補綴物（単一および複数のポリマー層を含むものを含む）のコンプライアンスは、たとえば半径方向変化０から１、２、３、５、７、１０％／ｍｍＨｇ×０．０１の範囲で広く変化し得る。いくつかの実施形態においては、コンプライアンスは、正常大腿動脈のコンプライアンス値である半径方向変化７．４％／ｍｍＨｇ×０．０１の値に可能な限り近付く。コンプライアンス値のいくつかの具体的な例には、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅ−ＰＴＦＥ）グラフトの半径方向変化約１．１９％／ｍｍＨｇ×０．０１およびポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ−ＤＡＣＲＯＮ）グラフトの半径方向変化１．４６％／ｍｍＨｇ×０．０１が含まれる。「Ｂｉｏｌｏｇｉｃ  ａｎｄ  Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ」、Ｓｔａｎｌｅｙ，ＪＣ編、Ｇｒｕｎｅ  ＆  Ｓｔｒａｔｔｔｏｎ、１９８２年、２０７頁参照。コンプライアンス値の他の例は、シラスティックゴムおよびポリウレタンの、それぞれ半径方向変化５．９５から６．１０％／ｍｍＨｇ×０．０１までの範囲にある。
【００３２】
これに関して、血管グラフトを含む管状補綴物の長期開存は、補綴物のコンプライアンスならびに、とりわけ耐キンク性、耐圧縮性、血液／補綴物界面における生体親和性を含む補綴物の生体親和性、補綴物の管内側および管外側（ａｂｌｕｍｉｎａｌ）表面における空孔寸法および空孔率、補綴物の透過性、ならびに縫合線および動静脈（ＡＶ）針穿刺部位で起こる血液漏洩の程度等の他の因子を含む種々の因子に依存すると考えられる。
【００３３】
本発明によるポリマー領域を形成するポリマーは、多様なものとすることができ、たとえば、ポリアクリル酸を含むポリカルボン酸ポリマーおよびコポリマー；アセタールポリマーおよびコポリマー；アクリレートおよびメタクリレートポリマーならびにコポリマー（たとえばｎ−ブチルメタクリレート）；セルロースアセテート、セルロースニトレート、セルロースプロピオネート、セルロースアセテートブチレート、セロファン、レーヨン、レーヨントリアセテート、ならびにカルボキシメチルセルロースおよびヒドロキシアルキルセルロース等のセルロースエーテルを含むセルロース系ポリマーならびにコポリマー；ポリオキシメチレンポリマーおよびコポリマー；ポリエーテルブロックイミドおよびポリエーテルブロックアミド、ポリアミドイミド、ポリエステルイミド、およびポリエーテルイミド等のポリイミドポリマーならびにコポリマー；ポリアリールスルホンおよびポリエーテルスルホンを含むポリスルホンポリマーならびにコポリマー；ナイロン６，６、ナイロン１２、ポリカプロラクタムおよびポリアクリルアミドを含むポリアミドポリマーならびにコポリマー；アルキッド樹脂、フェノール樹脂、尿素樹脂、メラミン樹脂、エポキシ樹脂、アリル樹脂およびエポキシド樹脂を含む樹脂；ポリカーボネート；ポリアクリロニトリル；ポリビニルピロリドン（架橋およびその他）；ポリビニルアルコール、ポリ塩化ビニル等のポリビニルハライド、エチレン−酢酸ビニルコポリマー（ＥＶＡ）、エチレン−ビニルアクリレートコポリマー、ポリビニリデンクロリド、ポリビニルメチルエーテル等のポリビニルエーテル、ポリスチレン、スチレン−無水マレイン酸コポリマー、スチレン−ブタジエンコポリマー、スチレン−エチレン−ブチレンコポリマー（たとえばＫｒａｔｏｎ（登録商標）Ｇシリーズポリマーとして入手可能なポリスチレン−ポリエチレン／ブチレン−ポリスチレン（ＳＥＢＳ）コポリマー）、スチレン−イソプレンコポリマー（たとえばポリスチレン−ポリイソプレン−ポリスチレン）、イソブチレンおよびパラメチルスチレンの臭素化コポリマー（たとえばＥｘｘｏｎ  Ｍｏｂｉｌ社製ＥＸＸＰＲＯ（商標））、アクリロニトリル−スチレンコポリマー、アクリロニトリル−ブタジエン−スチレンコポリマー、スチレン−ブタジエンコポリマーおよびスチレン−イソブチレンコポリマー（たとえばＰｉｎｃｈｕｋに付与された米国特許第６，５４５，０９７号明細書に開示されたもの等のポリイソブチレン−ポリスチレンおよびポリスチレン−ポリイソブチレン−ポリスチレンブロックコポリマー）を含むビニル−芳香族オレフィンコポリマー、ポリビニルケトン、ポリビニルカルバゾール、ならびにポリ酢酸ビニル等のポリビニルエステルを含むビニルモノマーのポリマーならびにコポリマー；ポリベンズイミダゾール；酸基のいくらかが亜鉛またはナトリウムイオンによって中和することができるエチレン−メタクリル酸コポリマーおよびエチレン−アクリル酸コポリマー（一般にイオノマーとして知られている）；ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）を含むポリアルキルオキシドのポリマーおよびコポリマー；ポリエチレンテレフタレートならびにラクチド（乳酸ならびにｄ−、ｌ−およ���メソラクチドを含む）のポリマーならびにコポリマー、ε−カプロラクトン、グリコリド（グリコール酸を含む）、ヒドロキシブチレート、ヒドロキシバレレート、パラ−ジオキサノン、トリメチレンカーボネート（およびそのアルキル誘導体）、１，４−ジオキセパン−２−オン、１，５−ジオキセパン−２−オン、および６，６−ジメチル−１，４−ジオキサン−２−オン（ポリ（乳酸）およびポリ（カプロラクトン）のコポリマーが１つの具体例である）等の脂肪族ポリエステルを含むポリエステル；ポリフェニレンエーテル、ポリエーテルケトン、ポリエーテルエーテルケトン等のポリアリールエーテルを含むポリエーテルポリマーならびにコポリマー；ポリフェニレンスルフィド；ポリイソシアネート；ポリプロピレン、ポリエチレン（低および高密度、低および高分子量）、ポリブチレン（ポリブト−１−エンおよびポリイソブチレン等）、ポリオレフィンエラストマー（たとえばサントプレン）、エチレンプロピレンジエンモノマー（ＥＰＤＭ）ゴム、ポリ−４−メチルペン−１−エン、エチレン−α−オレフィンコポリマー、エチレン−メチルメタクリレートコポリマーおよびエチレン−酢酸ビニルコポリマー等のポリアルキレンを含むポリオレフィンポリマーならびにコポリマー；ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリ（テトラフルオロエチレン−ｃｏ−ヘキサフルオロプロペン）（ＦＥＰ）、改質エチレン−テトラフルオロエチレンコポリマー（ＥＴＦＥ）、ならびにビニリデンフルオリドおよびヘキサフルオロプロピレンの弾性コポリマーを含むポリビニリデンフルオリド（ＰＶＤＦ）を含むフッ化ポリマーならびにコポリマー；シリコーンポリマーおよびコポリマー；熱可塑性ポリウレタン（ＴＰＵ）；弾性ポリウレタンおよびポリウレタンコポリマー（ポリエーテル系、ポリエステル系、ポリカーボネート系、脂肪族系、芳香族系のブロックおよびランダムコポリマーならびにそれらの混合物を含む；市販のポリウレタンコポリマーの例には、Ｂｉｏｎａｔｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｔｅｃｏｆｌｅｘ（登録商標）、Ｔｅｃｏｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｔｅｃｏｐｈｉｌｉｃ（登録商標）、Ｔｅｃｏｐｌａｓｔ（登録商標）、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃｈｒｏｎｏｔｈａｎｅ（登録商標）およびＣｈｒｏｎｏｆｌｅｘ（登録商標）が含まれる）等のエラストマー；ｐ−キシリレンポリマー；ポリイミノカーボネート；ポリエチレンオキシド−ポリ乳酸コポリマー等のコポリ（エーテル−エステル）；ポリホスファジン；ポリアルキレンオキサレート；ポリオキサアミドおよびポリオキサエステル（アミンおよび／またはアミド基を含むものを含む）；ポリオルソエステル；フィブリン、フィブリノーゲン、コラーゲン、エラスチン、キトサン、ゼラチン、デンプン、ヒアルロン酸等のグリコサミノグリカンを含む、ポリペプチド、タンパク質、多糖類および脂肪酸（およびそれらのエステル）等の生体ポリマー；ならびに上記のブレンドおよびさらなるコポリマーから選択される適当なものが含まれ得る。
【００３４】
本発明によるある有益なポリマー領域には、ブロックコポリマーが含まれる。ブロックコポリマーは、たとえばホモポリマーブロック、コポリマーブロック（たとえばランダム、統計、傾斜、および周期的コポリマーブロック）ならびにホモポリマーおよびコポリマーブロックの組み合わせから選択される２種以上の異なったポリマーブロックを含むコポリマーである。本明細書で定義されるように、ポリマー「ブロック」は、単一種（すなわちホモポリマーブロック）または複数種（すなわちコポリマーブロック）の構成単位、すなわち通常５から１０、２０、５０、１００、２００、５００、１０００またはそれ以上のそれぞれの種類の構成単位の複数のコピーのグループを意味し、いくつかの異なった構造を取り得る。本明細書で定義されるように、「鎖」は分枝のないポリマーブロックである。
【００３５】
ある実施形態においては、本発明のポリマー領域において使用されるブロックコポリマーは、（ａ）１または複数の低Ｔｇポリマーブロックおよび（ｂ）１または複数の高Ｔｇポリマーブロックを含む。低および高Ｔｇポリマーブロックを有するある種のブロックコポリマーは、周囲温度で柔軟でエラストマー性の低Ｔｇ相および周囲温度で硬い高Ｔｇ相の存在により多くの興味深い物性を有することが知られている。本明細書においては、「低Ｔｇポリマーブロック」は、周囲温度、より典型的には２０℃から０℃、−２５℃、−５０℃またはそれより低いＴｇを示すポリマーブロックである。逆に、本明細書においては、高いまたは「高Ｔｇポリマーブロック」は、周囲温度、より典型的には５０℃から７５℃、１００℃またはそれより高いガラス転移温度を示すポリマーブロックである。本明細書においては、「周囲温度」は典型的には２５℃〜４５℃であり、体温（たとえば３５℃〜４０℃）を含む。Ｔｇは、差動走査熱量測定（ＤＳＣ）、動的機械解析（ＤＭＡ）、または誘電解析（ＤＥＡ）を含むいくつかの方法のいずれかによって測定することができる。
【００３６】
ブロックコポリマーの配置は広く変化させることができ、たとえば下記の配置が含まれる（ここで高Ｔｇポリマー鎖Ｈおよび低Ｔｇポリマー鎖Ｌが説明の目的で用いられるが、別の特徴を有する他のブロックで置換することも明らかに可能である）：（ａ）型（ＨＬ）ｍ、Ｌ（ＨＬ）ｍおよびＨ（ＬＨ）ｍの交互の鎖を有するブロックコポリマー（ここでｍは１以上の正整数である）、（ｂ）Ｘ（ＬＨ）ｎおよびＸ（ＨＬ）ｎ等の分岐コポリマー（ここでｎは２以上の正整数であり、Ｘは中心分子種（たとえば開始剤分子残渣、予め生成したポリマー鎖が結合している分子残渣、その他）である）、および（ｃ）Ｌ鎖の幹および複数のＨ側鎖を有する、ならびにその逆（すなわちＨ鎖の幹および複数のＬ側鎖を有する）の櫛形コポリマー。
【００３７】
低Ｔｇブロックのいくつかの具体例には、とりわけ、低Ｔｇポリアルキレンブロック、たとえばエチレン、プロピレン、ブチレン、イソブチレン、イソプレンおよび／またはブタジエンモノマーを含むブロック、ポリシロキサンブロック、低Ｔｇポリ（ハロゲン化アルキレン）ブロック、低Ｔｇポリアクリレートブロック、低Ｔｇポリメタクリレートブロック、低Ｔｇポリ（ビニルエーテル）ブロック、低Ｔｇポリ（環状エーテル）ブロックが含まれる。
【００３８】
高Ｔｇブロックのいくつかの具体例には、とりわけ、スチレンおよび／またはスチレン誘導体（たとえばα−メチルスチレン、環アルキル化スチレン、環ハロゲン化スチレンまたは１もしくは複数の置換基が芳香環上に存在する他の置換スチレン）のモノマーから作られたもの等のビニル芳香族ブロック、高Ｔｇポリアクリレートブロック、高Ｔｇポリメタクリレートブロック、ポリ（ビニルアルコール）ブロック、高Ｔｇポリ（ビニルエステル）ブロック、高Ｔｇポリ（ビニルアミン）ブロック、高Ｔｇポリ（ビニルハライド）ブロックおよび高Ｔｇポリ（アルキルビニルエーテル）が含まれる。
【００３９】
有益なブロックコポリマーの具体例には、ポリイソブチレンおよびポリスチレンブロックを含むブロックコポリマー等のポリアルキレンブロックおよびポリ（ビニル芳香族）ブロックを有するもの、たとえばＰｉｎｃｈｕｋらに付与された米国特許第６，５４５，０９７号明細書に記載されたポリスチレン−ポリイソブチレン−ポリスチレントリブロックコポリマー（ＳＩＢＳコポリマー）が含まれる。該明細書は、本明細書の開示に矛盾しない範囲で参照により本明細書に組み込まれる。これらのコポリマーは、その優れた強度、生体親和性および生体安定性により、埋込み可能または挿入可能な医用デバイス用途における使用のために価値のあるエラストマーであることが証明されている。たとえば、これらのコポリマーは、しばしば１３〜２８ＭＰａまたはそれ以上に及ぶ高い引っ張り強度を示す。これらの材料の血管親和性を含む生体親和性は、不都合な組織反応（たとえばマクロファージ活性の低下によって測定されるような）を殆ど引き起こさない傾向によって示されている。さらに、これらのポリマーは、冠動脈ステント上のコーティングとして適用した場合に小血管の血栓性閉塞を最小限に留める能力によって示されるように、一般的に血液親和性である。さらに、ＳＩＢＳで被覆されたステントストラットは、３０日未満で完全に内皮細胞によって覆われることが示されている。ＳＩＢＳコポリマーはまた生体安定性であり、胃腸管を含む生体内全体において亀裂および他の形態の劣化に耐える。
【００４０】
ポリイソブチレンおよびポリスチレンのブロックコポリマーの他の具体例には、Ｋｗｏｎら、「Ａｒｂｏｒｅｓｃｅｎｔ  Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅ−Ｐｏｌｙｓｔｙｒｅｎｅ  Ｂｌｏｃｋ  Ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ−ａ  Ｎｅｗ  Ｃｌａｓｓ  ｏｆ  Ｔｈｅｒｍｏｐｌａｓｔｉｃ  Ｅｌａｓｔｏｍｅｒｓ」、Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｐｒｅｐｒｉｎｔｓ、２００２年、４３巻１号、２６６頁に記載されているもの等の、樹木状ポリイソブチレン−ポリスチレンブロックコポリマーが含まれる。該文献の開示は、本明細書の開示に矛盾しない範囲で参照により本明細書に組み込まれる。
【００４１】
ポリ（ビニル芳香族）ブロックおよびポリアルキレンブロックを有するブロックコポリマーのさらに他の例には、Ｋｒａｔｏｎ  Ｐｏｌｙｍｅｒｓ社からＫｒａｔｏｎ（商標）Ｇシリーズポリマーとして入手可能なポリスチレン−ポリ（エチレン／ブチレン）−ポリスチレン（ＳＥＢＳ）ブロックコポリマーが含まれる。
【００４２】
本発明のある実施形態においては、２０〜３０ｄｙｎｅｓ／ｃｍの臨界表面エネルギーを有するポリマー領域を選択するのが有益である。そのような材料の１つの例が、２５ｄｙｎｅｓ／ｃｍの臨界表面エネルギーを有するＳＩＢＳである。Ｄｒ．  Ｒｏｂｅｒｔ  Ｂａｉｅｒらの仕事により、２０〜３０ｄｙｎｅｓ／ｃｍの臨界表面エネルギーを有する表面が、改善された抗血栓性を含む改善された生体親和性を備えることが示されている。たとえばＲ．Ｅ．  Ｂａｉｅｒら、「Ｉｍｐｌａｎｔ  Ｓｕｒｆａｃｅ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ  ａｎｄ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ」、Ｊ  Ｏｒａｌ  Ｉｍｐｌａｎｔｏｌ、１９８８年、１３巻４号、５９４〜６０６頁；Ｒｏｂｅｒｔ  Ｂａｉｅｒら、「Ｉｍｐｏｒｔａｎｃｅ  ｏｆ  Ｉｍｐｌａｎｔ  Ｓｕｒｆａｃｅ  Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ｗｉｔｈ  Ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ  Ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｉｎ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｏｒａｌ  ａｎｄ  Ｍａｘｉｌｌｏｆａｃｉａｌ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ」、Ｃｕｒｒｅｎｔ  Ｃｌｉｎｉｃａｌ  Ｐｒａｃｔｉｃｅ  Ｓｅｒｉｅｓ、＃２９、１９８６年；Ｒｏｂｅｒｔ  Ｂａｉｅｒら、「Ｓｕｒｆａｃｅ  Ｐｈｅｎｏｍｅｎａ  ｉｎ  Ｉｎ  Ｖｉｖｏ  Ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔｓ．  Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ  ｏｆ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ  ｔｏ  ｔｈｅ  Ｐｒａｃｔｉｃｅ  ｏｆ  Ｉｍｐｌａｎｔ  Ｏｒｔｈｏｐｅｄｉｃ  Ｓｕｒｇｅｒｙ」、  ＮＡＴＯ  Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｓｔｕｄｙ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ、Ｃｏｓｔａ  Ｄｅｌ  Ｓｏｌ、Ｓｐａｉｎ、１９８４年；Ｒ．Ｅ．  Ｂａｉｅｒら、「Ｓｕｒｆａｃｅ  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｄｅｔｅｒｍｉｎｅ  ｂｉｏａｄｈｅｓｉｖｅ  ｏｕｔｃｏｍｅｓ：  ｍｅｔｈｏｄｓ  ａｎｄ  ｒｅｓｕｌｔｓ」、Ｊ  Ｂｉｏｍｅｄ  Ｍａｔｅｒ  Ｒｅｓ、１９８４年、１８巻４号、３２７〜３５５頁；Ｊ．  Ｎａｔｉｅｌｌａら、「Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅｓ  ｉｎ  Ｈｏｓｔ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｒｅａｃｔｉｏｎｓ  ｔｏ  Ｓｕｒｆａｃｅ−Ｍｏｄｉｆｉｅｄ  Ｄｅｎｔａｌ  Ｉｍｐｌａｎｔｓ」、１８５ｔｈ  ＡＣＳ  Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ、Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｓｏｃｉｅｔｙ、１９８３年参照。この点に関し、臨界表面エネルギーを測定する方法が知られている。たとえば、接触角法を用いて、臨界表面張力を計算するためのＺｉｓｍａｎプロットを作成することができる。臨界表面エネルギーの測定に関するさらなる情報については、たとえば、Ｚｉｓｍａｎ，  Ｗ．Ａ．、「Ｒｅｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｅｑｕｉｌｉｂｒｉｕｍ  ｃｏｎｔａｃｔ  ａｎｇｌｅ  ｔｏ  ｌｉｑｕｉｄ  ａｎｄ  ｓｏｌｉｄ  ｃｏｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎ」、Ａｄｖ．  Ｃｈｅｍ．  Ｓｅｒ．、４３巻、１９６４年、１〜５１頁；Ｂａｉｅｒ  Ｒ．Ｅ．、Ｓｈｉａｆｒｉｎ  Ｅ．Ｇ．、Ｚｉｓｍａｎ，  Ｗ．Ａ．、「Ａｄｈｅｓｉｏｎ：  Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ  ｔｈａｔ  ａｓｓｉｓｔ  ｏｒ  ｉｍｐｅｄｅ  ｉｔ」、Ｓｃｉｅｎｃｅ、１６２巻：１３６０〜１３６８頁、１９６８年；Ｆｏｗｋｅｓ，  Ｆ．Ｍ．、「Ｃｏｎｔａｃｔ  ａｎｇｌｅ，  ｗｅｔｔａｂｉｌｉｔｙ  ａｎｄ  ａｄｈｅｓ��ｏｎ」、Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ  ＤＣ、Ａｄｖａｎｃｅｓ  ｉｎ  Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ、４３巻、１９６４年、１頁；Ｓｏｕｈｅｎｇ  Ｗｕ、Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  ａｎｄ  Ａｄｈｅｓｉｏｎ、Ｍａｒｃｅｌ  Ｄｅｋｋｅｒ、１９８２年、第５章、１６９〜２１２頁を参照されたい。したがって、種々のポリマー領域表面を試験して、これらの表面が上記の基準内の臨界表面エネルギーを有しているか否かを決定することができる。
【００４３】
本発明による使用のためのポリマー領域を形成するために数多くの方法が利用可能である。たとえば、溶媒に基づく方法が使用でき、この方法では少なくとも１種のポリマー（および処理すべき他の任意の選択的補助材料）を含む溶液を最初に用意し、次いで溶媒を除去してポリマー領域を形成することによってポリマー領域を形成する。溶媒は１種または複数の溶媒種を含み、これらは一般にポリマー領域を形成するポリマー（１種または複数）を溶解する能力ならびに乾燥速度、表面張力、その他を含む他の因子に基づいて選択される。溶媒に基づく方法には、これだけに限らないが、溶媒キャスト法、スピンコート法、ウェブコート法、繊維紡糸法、溶媒スプレー法、浸漬法、空気懸濁等の機械的懸濁によるコーティングを含む方法、インクジェット法、静電法、およびこれらの方法の組み合わせが含まれる。
【００４４】
別の例としては、ポリマー領域内の１種または複数のポリマーが熱可塑的性質を有している実施形態において、またポリマー（１種または複数）（および処理すべき他の任意の選択的補助材料）が処理条件下において充分に安定である限り、種々の熱可塑的処理方法を用いてポリマー領域を形成することができる。これらの方法には、圧縮成形、射出成形、ブロー成形、真空成形、カレンダー成形、溶融紡糸、シート、ロッド、繊維、チューブおよびその他種々の長さの断面プロファイルへの押出し成形、ならびに多層構造のための共押出しが含まれる。
【００４５】
ある実施形態においては、溶液（溶媒に基づく処理を採用した場合）または溶融物（熱可塑的処理を採用した場合）を基材に適用し、ポリマー領域を形成する。たとえば、基材を最終的に医用物品の一部を形成する領域に対応させることができる。または基材を金型等の鋳型に対応させ、それから固化の後にポリマー領域を取り除くことができる。
【００４６】
採用される場合には、繊維は溶融紡糸、乾式紡糸および湿式紡糸を含む任意の適切な繊維形成法によって作製することができる。これらのプロセスには、典型的にはジェットまたはスピナレットと呼ばれる１個または複数のオリフィスを有する押出しノズルを用いる。紡糸金型のオリフィス（１個または複数）の形状に応じて、種々の断面形状を有する繊維を形成することができる。繊維断面のいくつかの例には、円形、六角形、長方形、三角形、楕円形、多葉形、および環状（中空）断面が含まれる。溶融紡糸においては、ポリマーコンパウンドを溶融温度に加熱する。湿式および乾式紡糸においては、押出しの前にポリマーを溶媒に溶解する。乾式紡糸においては、押出し物を溶媒が蒸発する条件、すなわちたとえば真空または加熱雰囲気（たとえば空気）にさらし、蒸発により溶媒を除去する。湿式紡糸においては、ジェットまたはスピナレットを液体に浸漬し、押出し物が出てくるにつれて、これを溶液から沈殿させ、固化させる。方法にかかわらず、得られた繊維を典型的には回転する基材、たとえばＴｅｆｌｏｎ（登録商標）被覆ステンレススチールマンドレルまたは別の適当な引き取りデバイスの上に引き取る。引き取りの間、ポリマー分子を配向させるために繊維を延伸する（すなわち引く）ことができる。
【００４７】
本発明のある実施形態に従えば、乾式紡糸法が採用される。ここではスチレン−イソブチレンコポリマーを含む溶液を、分配器の１個または複数の微細なオリフィス（たとえば乾式紡糸金型またはスピナレットに見られるもの）を通して（たとえばシリンジポンプ等の計量ポンプを用いて）供給する。スチレン−イソブチレンコポリマーの乾式紡糸に関するさらなる詳細は、米国特許出願公開第２００５／０２０８１０７号明細書に見出すことができ、該明細書はその参照文献と本明細書の開示との間に矛盾がない範囲で参照により本明細書に組み込まれる。
【００４８】
本発明による、繊維から形成することができる医用物品は広範囲の多様性があり、二次元（すなわち開放体積）構造（たとえばパッチ、スカフォールド、その他）および三次元（すなわち閉鎖体積）構造（たとえばチューブ、袋、弁、その他）が含まれる。それらは、たとえば種々の織物および不織（たとえば編み、組み、コイル化、ランダム巻き付け、その他）技術を含む任意の適切な繊維に基づく構成技術を用いて形成することができる。不織技術の例には、熱融合、残存溶媒の除去による融合、機械的絡合、化学的結合、接着結合等を利用するものが含まれる。
【００４９】
繊維から多孔質管状三次元構造を形成するための１つの特に有益な方法は、米国特許第４，４７５，９７２号明細書に記載されており、その開示はその参照文献と本明細書の開示との間に矛盾がない範囲で参照により本明細書に組み込まれる。本開示においては、そのような物品は、繊維をマンドレル上に巻回し、上にある繊維の部分を同時に土台の繊維の部分に結合させるという手順によって作製される。たとえば、ポリマー溶液を、種々の断面（たとえば円形、多角形、多葉形、不定形、その他）の任意の数の個別押出しオリフィスを含んでもよい分配器（たとえばスピナレット）から押し出すことができる。得られたフィラメントを回転するマンドレル上に巻回し、このときたとえば分配器をマンドレルに対して前後に往復動させる。またはその逆でもよい。そのような動きは、分配器とマンドレルの間の、回転および並進運動の組み合わせをもたらす。マンドレル上に、適当な数のポリマー繊維の層が形成される。乾燥パラメーター（たとえば乾燥環境、溶液温度および濃度、スピナレットとマンドレルの距離、その他）を制御して、フィラメントがマンドレル上に巻かれるにつれてフィラメント内にいくらかの残存溶媒が残るようにする。溶媒がさらに蒸発する際に、たとえば繊維が交差するか、あるいは相互に接触する種々の場所において、マンドレル上の重なった繊維が相互に結合するようになる。そのような繊維間結合は、溶媒を含み部分的にのみ固定された（固化した）繊維が巻回の間に相互に係合する際に生じる。たとえば押し出された繊維を延伸すること（たとえば繊維を分配器から押し出される速度よりも速い速度で引き取る適切な条件を選択すること）、高い溶媒濃度および／または低揮発性溶媒を有するポリマー溶液を処方すること等によって、この係合を強化することができる。押し出された繊維のこの延伸はまた、繊維の直径を減少させる。
【００５０】
繊維によって定義される空孔の寸法および形状は、たとえば繊維をマンドレル上に巻回する角度（これはたとえば分配器の往復速度に対するマンドレルの巻き付け速度等に依存する）を制御すること、繊維直径（これはたとえばスピナレットのオリフィスを通るポリマー溶液の流量、延伸速度、ポリマー溶液の溶媒含量等に依存する）を制御すること、繊維の扁平化度（たとえば高または低溶媒含量の使用による）を制御すること等によって制御することができる。
【００５１】
層の厚みは、たとえばマンドレル上に形成される巻かれた繊維層の数を変化させること、個別の繊維の厚みを変化させること、繊維中の溶媒量を変化させること（たとえば、繊維が濡れていれば、繊維は扁平になって土台層に沈み込み、所望の厚みに達するにはより多くの繊維の通過が必要となるであろう）等によって制御することができる。
【００５２】
ある実施形態においては、静電紡糸プロセスが採用される。静電紡糸プロセスは、たとえばＡｎｎｉｓら、「Ａｎ  Ｅｌａｓｔｏｍｅｒｉｃ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ」、Ｔｒａｎｓ．  Ａｍ．  Ｓｏｃ．  Ａｒｔｉｆ．  Ｉｎｔｅｒｎ．  Ｏｒｇａｎｓ、２４巻、２０９〜２１４頁（１９７８年）、Ｍａｒｔｉｎらに付与された米国特許第４，０４４，４０４号明細書、Ａｎｎｉｓらに付与された米国特許第４，８４２，５０５号明細書、Ｐｉｎｃｈｕｋらに付与された米国特許第４，７３８，７４０号明細書、およびＭａｒｔｉｎ  Ｊｒ．らに付与された米国特許第４，７４３，２５２号明細書に記載されている。これらの実施形態においては、帯電発生部品を採用して、分配器とマンドレルの間に帯電を発生させる。たとえば、分配器を正に帯電させる一方、マンドレルを接地または負に帯電させてもよい。あるいは、分配器を接地または負に帯電させ、一方マンドレルを正に帯電させることができる。採用される電位は一定でも変動させてもよく、典型的には５〜１１ｋＶの範囲である。
【００５３】
生成される帯電の結果として、ポリマー繊維はそれらを分配器からマンドレルに加速する力を受ける。繊維はまた、はためき、揺れおよび／または振動する傾向がある。その結果、帯電の存在なしに形成される同じ構造と比べてより不規則な分布の小径繊維を有する構造が創出されることがある。静電紡糸の間、スピナレットにわたる圧力低下をより低くすることもまた可能である。さらに、繊維をマンドレル上に静電的に延伸し、ある場合には繊維を土台の繊維層の中にある程度沈み込ませることによって、繊維間の接触を強化することができる。
【００５４】
ポリマー層を形成するために選択される繊維には、１０ミクロン（μｍ）未満、たとえば１０ミクロンから５ミクロン、２．５ミクロン、１ミクロン、０．５ミクロン（５００ｎｍ）、０．２５ミクロン（２５０ｎｍ）、０．１ミクロン（１００ｎｍ）、またはそれ未満の範囲の直径を有するもの等の小径繊維が含まれる。小径繊維を使用することにより、組織および細胞にさらされる表面積（繊維を形成するポリマー材料の単位重量あたり）を、劇的に増大させることができる。
【００５５】
所与のポリマー層の中で、空孔寸法および空孔率における勾配を、上述のもの等のパラメーター（たとえばマンドレルと分配器の間の往復速度、マンドレルの回転速度、繊維を形成する溶液の流量、繊維を形成する溶液の溶媒含量等）を変化させることによって決定することができる。
【００５６】
さらに、所与のポリマー層の中にポリマー組成の勾配を創出することができる。ある実施形態においては、繊維が異なった部分からなるように繊維を調製することができ、たとえば繊維の長さに沿ってポリマー組成を変化させることができる。たとえば、（ａ）ポリマー層が全体にわたって同一ポリマー（１または複数）を含む場合、層が形成されるにつれてポリマー（１または複数）の分子量を変化させることができる。（ｂ）ポリマー層が全体にわたって同一のコポリマーを含む場合、層が形成されるにつれてコポリマー中のモノマーの比を変化させることができる。（ｃ）多孔質ポリマー層が２種以上のポリマーを含む場合、層が形成されるにつれてこれらのポリマーの相対量を変化させることができる等である。ある実施形態においては、２種以上のポリマー種を互いに連続してまたは相互に同時に（たとえば複数スピナレットの使用により）層状化することができる。他の実施形態においては、とりわけ、たとえばコア−クラッド配列、「海島」配列、または側側（たとえば半球）配列において、２種以上のポリマー種を単一の繊維内に備えることができる。たとえば米国特許出願第１１／３９５，９６４号明細書を参照。
【００５７】
もちろん、多孔質ポリマー層は繊維紡糸以外の方法によっても形成することができる。たとえば、いくつかの実施形態においては、空孔発生（ポラゲニック）材料を導入することによって、インビボまたはエクスビボにて空孔が形成される。
【００５８】
たとえば、いくつかの実施形態においては、（ａ）多孔質層材料に対応する１または複数のポリマー（たとえばホモポリマーおよび／またはコポリマー）および（ｂ）除去に際して空孔を残す１または複数の除去可能材料（たとえば塩、糖、可溶性治療剤、または他の可溶性材料）から層が形成される。
【００５９】
たとえば、いくつかの実施形態においては、（ａ）多孔質層材料に対応する１または複数のポリマー（たとえばホモポリマーおよび／またはコポリマー）および（ｂ）１または複数の除去可能ポリマー（たとえば生体分解性ポリマー、その他）から層が形成される。混合ポリマー組成物は典型的には相分離し、インビボ（またはエクスビボ）で最終的に形成される空孔寸法は、１または複数の除去可能ポリマーに対応する相ドメインの寸法を反映するであろう。
【００６０】
別の例として、いくつかの実施形態においては、１または複数の生体分解性ホモポリマーもしくはコポリマーブロックおよび１または複数の生体安定性ホモポリマーもしくはコポリマーブロックを有するブロックコポリマーを用いて層が形成される。そのようなポリマーの例は、Ｒｉｃｈａｒｄらに付与された米国特許出願公開第２００６／０１７１９８５号明細書に記載されている。本発明の実施のためのそのようなポリマーの具体例は、ポリ（乳酸）−ポリスチレン−ポリイソブチレン−ポリスチレン−ポリ（乳酸）ペンタブロックコポリマーであり、これはポリ（乳酸）ブロックが生分解されるとＳＩＢＳを生じるであろう。ブロックコポリマー組成物は典型的には相分離し、最終的に形成される空孔寸法は、１または複数の生体分解性ホモポリマーもしくはコポリマーブロックに対応する相ドメインの寸法を反映するであろう。
【００６１】
別の例として、いくつかの実施形態においては、１または複数のポリマー、１または複数の溶媒、および任意選択で１または複数の治療剤を含む層が形成される。
【００６２】
空孔は、コーティングからの超臨界ＣＯ２ガス放出の後で形成することができる。たとえば、ポリマーを圧力下に置くことによってＣＯ２ガスをポリマー中に導入することができる。溶融押出しがその一例であり、ここでは加工時にＣＯ２ガスを押出し機のバレルに導入することができ、ここで押出し工程の高温高圧によりＣＯ２ガスをポリマーと混合させ、液体ＣＯ２とする（充分な圧力および温度の下ではガスは液体に戻る）。ある種のポリマー／ガスは相互に混和することができる。押し出されたポリマー／液体ＣＯ２が押出し機の金型の末端から定義されたプロファイル（たとえばチューブ、モノフィラメント、その他）で出てくるとき、ＣＯ２液体は昇華してガスになり、周囲外気中に分散する。ポリマーに加わる押出し圧が解除されると、ＣＯ２は急速に放出され、ＣＯ２液体がもともと保持されていたところのポリマー中に空孔を残す。ポリマーは冷却され、プロファイル全体に空孔が分布した固体となる。
【００６３】
ある実施形態においては、本発明の医用物品中に２以上の多孔質ポリマー層が備えられ、たとえば、一方の表面上のポリマー層が第１の環境と接触するように構成され、反対の表面上のポリマー層が第２の環境と接触するように構成されている。たとえば、１つの多孔質ポリマー層を管状補綴物の管内側表面（たとえば血管グラフト、血管ステントの血液接触表面、または胃腸管補綴物の消化液接触表面、または尿路補綴物の尿接触表面）に設け、他の多孔質ポリマー層をデバイスの管外側表面に設けてもよく、それにより周囲の軟組織環境、たとえばグラフト近傍組織、動脈、または体腔（たとえば腹腔）と対面する。別の例として、１つの多孔質ポリマー層を二次元医用デバイス（たとえば腸パッチまたは心パッチ）の組織接触表面に設け、一方他の多孔質ポリマー層をデバイスの反対の表面に設けてもよく、それにより周囲の軟組織環境または体腔（たとえば腹膜組織腔または心膜腔）と対面する。なお、本出願に記載する具体例の多くは血管補綴物または胃腸管補綴物（口腔、咽頭、食道、胃、膵臓、小腸、大腸（結腸）、直腸および肛門用の補綴物を含む）を指向しているが、本発明の医用物品はそれに制限されず、体内全般に用途が見出される。
【００６４】
用途に応じて、医用物品内の異なったポリマー層の空孔寸法および／または空孔率は顕著に変化してもよく、変化しなくてもよい。具体例として、下に例示する血管グラフトにおいて、空孔寸法が１０〜５０ミクロン、より好ましくは２０〜３０ミクロンの範囲の管内側多孔質ポリマー層が提供される（Ｇｏｌｄｆａｒｂら、「Ｅｘｐａｎｄｅｄ  Ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ  （ＰＴＦＥ）：  Ａ  Ｓｕｐｅｒｉｏｒ  Ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  ｆｏｒ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓａｎ  Ｄｉｅｇｏ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ、１９７５年２月、４５１〜４５６頁参照）。また、空孔寸法が５０〜１００ミクロンの範囲の管外側多孔質ポリマー層が提供される（Ｒ．  Ａ．  Ｗｈｉｔｅ、「Ｔｈｅ  Ｅｆｆｅｃｔ  ｏｆ  Ｐｏｒｏｓｉｔｙ  ａｎｄ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌ  ｏｎ  ｔｈｅ  Ｈｅａｌｉｎｇ  ａｎｄ  Ｌｏｎｇ  Ｔｅｒｍ  Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ」、Ｔｒａｎｓ．  Ａｍ．  Ｓｏｃ．  Ａｒｔ．  Ｉｎｔｅｒｎａｌ  Ｏｒｇａｎｓ、４３巻、９５〜１００頁、１９８８年参照）。他の方法の中でも空孔寸法および空孔率を上述のように変化させることができる。
【００６５】
同様に、下に例示する血管ステントにおいて、空孔寸法が１０〜５０ミクロン、より好ましくは２０〜３０ミクロンの範囲の管内側多孔質ポリマー層が提供され、空孔寸法が１０〜１５０ミクロン、より好ましくは６０〜１００ミクロンの範囲の管外側多孔質ポリマー層が提供される。
【００６６】
ある実施形態においては、栄養の拡散によって内部成長組織の生存を確保するために、任意の多孔質層に対して厚みは５００ミクロンを超えない。
【００６７】
さらに、医用物品中の異なったポリマー層のポリマー含量は、用途に応じて顕著に変化してもよく、変化しなくてもよい。たとえば、ポリマー含量は下記のように変化してもよい：（ａ）複数のポリマー層が同一ポリマー（１または複数）を含む場合、ポリマー（１または複数）の分子量は層間で変化してもよい。（ｂ）複数のポリマー層が同一コポリマーを含む場合、コポリマー中のモノマー比は層間で変化してもよい。（ｃ）複数の多孔質ポリマー層が２以上の共通ポリマーを含む場合、これらのポリマーの比は層間で変化してもよい。（ｄ）１つのポリマー層は別のポリマー層に見られないポリマーを含んでもよく、たとえば複数の層は完全に異なるポリマー（１または複数）を含んでもよく、１つの層は他の層に見られるポリマー（１または複数）に加えて１または複数のポリマーを含んでもよい、等である。
【００６８】
上記のカテゴリー（ｂ）に基づく具体例として、血管グラフトおよび血管ステントを下に例示する。ここで管内側および管外側表面はそれぞれスチレン−イソブチレンコポリマーを含むが、管内側表面は、管外側表面よりもイソブチレンに比べてスチレンの割合が大きい。
【００６９】
特に上記のように、ＳＩＢＳトリブロックコポリマーは、特に血管系内でのたとえばその優れた強度、生体安定性および生体親和性のために、医用デバイスにおいて使用される価値あるエラストマーであることが証明されている。スチレン含量に対してイソブチレン含量を増加させると（または逆に言えばイソブチレン含量に対してスチレン含量を減少させると）、弾性が増大するが、表面のべたつきも増大する。他方、スチレン含量に対してイソブチレン含量を減少させると（またはイソブチレン含量に対してスチレン含量を増加させると）、表面のべたつきが低減するが、材料の剛性が増大する。
【００７０】
下に記載するもの等のある実施形態においては、表面層（たとえばマンドレルに対する内部層）のイソブチレン含量を減少させて表面のべたつきを低減することができ、一方で次の層のイソブチレン含量を増大させて、スチレン含量が高いためにそうでなければ低いコンプライアンスを改善することができる。
【００７１】
上記のように、本発明の医用物品はまた、ある実施形態において１または複数のポリマーバリアー層を含んでもよい。
【００７２】
ポリマーバリアー層は種々のプロセスによって形成することができる。たとえば、ポリマーバリアー層は、ポリマー溶液またはポリマー溶融物等のポリマー含有液体から、ポリマー含有液体を土台テンプレート（たとえば上述したもの等の多孔質ポリマー層または鋳型、マンドレル等の生じた層が除去できるテンプレート）に適用することによって形成することができる。ポリマー含有液体は、たとえば浸漬コート法、スプレーコート法、スピンコート法、ウェブコート法、繊維紡糸等を含む既述のもの等の、たとえば種々の適用技術によって適用することができ、複数の用途が可能である。
【００７３】
たとえば、ポリマー含有液体は、上述したもの等の多孔質ポリマー層の形成の前または後に、マンドレルに適用することができる。ポリマー含有液体を多孔質ポリマー層に適用する場合、多孔質ポリマー層はポリマー含有液体を適用する前にマンドレルから除去してもよく、または適用（たとえば浸漬コート、スプレーコート等）の間、マンドレル上に残っていてもよい。
【００７４】
具体例として、ポリマー溶液はスプレーヘッド等の分配器を通して回転するマンドレルに向けて強制的に押し出してもよい。必要なら、適用の間、分配器とマンドレルの間に静電場を設けてもよい。溶媒および蒸発条件を適切に選択すれば、溶媒は殆ど直ちに揮発して、マンドレルまたは多孔質層の上に薄いポリマーバリアーコーティングを残す。後者の場合、そのような即座の揮発により、ポリマー溶液が土台の多孔質層に流れ落ちて、それにより所望のバリアー層ではなくむしろ多孔質層の被覆を形成する可能性が低減される。他の実施形態においては、ポリマー含有溶液は、たとえばＭａｒｔｉｎ，  Ｊｒ．らに付与された米国特許第４，７４３，２５２号明細書に記載されているように、霧化することができる。
【００７５】
別の具体例として、ポリマーバリアー層は、空孔が極めて小さく（１ミクロン未満）または観察さえできない条件下で、上述したもの等の繊維紡糸プロセスを用いて提供することができる。
【００７６】
いくつかの実施形態においては、本発明の医用物品中に、たとえば物品中の１または複数のポリマー層（たとえば多孔質ポリマー層、ポリマーバリアー層等）の上または中に配置された１または複数の治療剤を備えることができる。「治療剤」、「薬剤」、「生物活性剤」、「医薬」、「医薬活性剤」、および他の関連する用語は、本明細書では互換可能に用いることができ、遺伝学的および非遺伝学的治療剤を含む。治療剤は単独でまたは組み合わせて用いることができる。
【００７７】
例として繊維状の多孔質ポリマー領域を取り上げると、１または複数の治療剤を、（ａ）領域を構成する繊維の内部に供給すること（たとえばポリマー溶液からポリマー層を形成する前または後に、繊維を形成するポリマー溶液中に治療剤（１または複数）を供給するか、またはそれを繊維に吸収させることによる）、（ｂ）繊維から多孔質ポリマー領域を形成する前に、スプレーされるコーティング中に供給するかまたは他の方法で繊維上に供給すること、（ｃ）多孔質ポリマー領域が形成された後に、スプレーされるコーティング中に供給するかまたは他の方法で多孔質ポリマー領域上に（たとえば隣接するポリマーバリアー層内またはバリアー層を形成せずに多孔質ポリマー層の空孔を被覆するコーティング内に）供給すること、（ｄ）繊維から多孔質ポリマー領域を形成する前に、繊維表面に共有または非共有結合させること、（ｅ）多孔質ポリマー領域が形成された後に、多孔質ポリマー領域の表面に共有または非共有結合させること、（ｆ）ポリマーバリアー層の表面に共有または非共有結合させること等が可能である。
【００７８】
例として空孔発生材料含有層を取り上げると、（ａ）治療剤を多相組成物の生体分解性相に選択的に位置させ、ここで空孔発生材料の崩壊によって治療剤の放出速度の制御を補助すること、（ｂ）治療剤を多相組成物の生体安定性相に選択的に位置させ、ここで空孔発生材料の崩壊によって治療剤の放出速度の制御を補助する空孔／チャネルを生成させること、（ｃ）治療剤をポリマーコーティングの下に選択的に位置させ、ここで空孔発生材料の崩壊によって治療剤の放出速度の制御を補助する空孔／チャネルを生成させること等によって、組成物を提供することができる。上記のように、いくつかの実施形態においては、（たとえば治療剤とポリマーのある比において）治療剤は空孔発生材料として作用し、それにより治療剤が層から溶出するにつれて空孔／チャネルが生成され、その空孔／チャネルが治療剤の放出速度の制御を補助する。
【００７９】
本発明のデバイスと併せて、当業者によって容易に決定でき、最終的にはたとえば治療剤自体の性質、医用物品が導入される環境、治療剤とポリマー領域の関連の性質等に依存する薬学的有効量をもつ、広範囲な治療剤負荷を使用することができる。
【００８０】
種々の疾患および病態の治療（すなわち、疾患もしくは病態の予防、疾患もしくは病態に付随する症状の低減もしくは排除、または疾患もしくは病態の実質的もしくは完全な排除）のために使用されるものを含めて、本発明と併せて多種の治療剤を使用することができる。数多くの治療剤を下に記載する。
【００８１】
治療剤は、たとえば下記から選択することができる：アドレナリン作動薬、副腎皮質ステロイド、副腎皮質抑制剤、嫌酒薬、アルドステロン拮抗剤、アミノ酸およびタンパク質、アンモニア解毒剤、同化剤、中枢神経興奮剤、鎮痛薬、アンドロゲン剤、麻酔薬、食欲減退化合物、食欲抑制剤、拮抗剤、下垂体前葉活性剤および抑制剤、駆虫薬、抗アドレナリン作動薬、抗アレルギー薬、抗アメーバ薬、抗アンドロゲン薬、抗貧血薬、抗狭心症薬、抗不安薬、抗関節炎薬、抗ぜんそく薬、抗アテローム硬化薬、抗菌剤、抗胆石薬、抗胆石原薬、抗コリン作用薬、抗凝血剤、抗コクシジウム薬、抗けいれん薬、抗うつ薬、抗糖尿病薬、抗利尿薬、解毒剤、抗運動障害薬、制吐薬、抗てんかん薬、抗エストロゲン薬、抗線溶剤、抗真菌薬、抗緑内障薬、抗血友病薬、抗血友病因子、抗出血薬、抗ヒスタミン薬、抗脂質異常症薬、抗高リポタンパク血症薬、抗高血圧薬、抗低血圧薬、抗感染症薬、抗炎症薬、抗角質化薬、抗微生物薬、抗偏頭痛薬、抗有糸分裂薬、抗真菌薬、抗新生物薬、抗癌補助薬効強化薬、抗好中球減少薬、抗強迫神経症薬、駆虫薬、抗パーキンソン病薬、抗ニューモシスティス薬、抗増殖剤、抗前立腺肥大薬、抗原虫薬、かゆみ止め薬、乾癬治療薬、抗精神病薬、抗リウマチ薬、抗住血吸虫薬、抗脂漏薬、鎮痙薬、抗血栓薬、鎮咳薬、抗潰瘍薬、抗尿路結石薬、抗ウイルス薬、良性前立腺肥大治療薬、血液グルコース調節剤、骨再吸収阻害剤、気管支拡張薬、炭酸脱水酵素阻害剤、心抑制薬、心保護薬、強心剤、心・血管作動薬、胆汁分泌促進薬、コリン作動薬、コリン作動アゴニスト、コリンエステラーゼ不活性化剤、抗コクシジウム剤、認知補助剤および認知強化剤、抑制薬、診断補助薬、利尿薬、ドーパミン作動薬、外部寄生虫駆除薬、催吐薬、酵素阻害剤、エストロゲン、フィブリン溶解薬、遊離酸素ラジカル捕捉剤、胃腸運動薬、グルココルチコイド、性腺刺激プリンシプル、止血薬、ヒスタミンＨ２レセプター拮抗剤、ホルモン、コレステロール低下薬、血糖降下薬、脂質低下薬、血圧降下薬、ＨＭＧＣｏＡリダクターゼ阻害剤、免疫剤、免疫刺激剤、免疫調節剤、免疫反応調節剤、免疫刺激剤、免疫抑制剤、陰萎治療補助剤、角質溶解薬、ＬＨＲＨアゴニスト、ルテオリシン薬、粘液溶解薬、粘膜保護薬、散瞳薬、鼻充血除去薬、神経弛緩薬、神経筋遮断薬、神経保護薬、ＮＭＤＡ拮抗剤、非ホルモンステロール誘導体、分娩促進薬、プラスミノーゲンアクチベーター、血小板活性化因子拮抗剤、血小板凝集阻害剤、脳梗塞後および頭部外傷治療後の処置、プロゲスチン、プロスタグランジン、前立腺成長阻害剤、プロサイロトロピン剤、向精神薬、放射活性剤、再分配剤、殺疥癬虫剤、硬化薬、鎮静薬、催眠鎮静薬、選択的アデノシンＡ１拮抗剤、セロトニン拮抗剤、セロトニン阻害剤、セロトニン受容体拮抗剤、ステロイド、興奮剤、甲状腺ホルモン、甲状腺阻害剤、甲状腺類似薬、精神安定剤、不安定狭心症薬、尿酸排泄薬、血管収縮薬、血管拡張薬、傷薬、創傷治癒薬、キサンチンオキシダーゼ阻害剤等。
【００８２】
本発明の実施に有用な数多くの追加的な治療剤は、同一出願人による米国特許出願公開第２００３／０２３６５１４号の段落［００４０］〜［００４６］に記載されたものから選択することができ、該特許公開の開示は本明細書の開示に矛盾しない範囲で参照により本明細書に組み込まれる。
【００８３】
いくつかの具体的な有益な治療剤には、とりわけ、パクリタキセル（およびＡＢＲＡＸＡＮＥ（アルブミン結合パクリタキセルナノ粒子）等の粒子形態のもの）を含むタキサン類等の抗増殖剤、ラパマイシン（シロリムス）およびその類似体（たとえばエベロリムス、タクロリムス、ゾタロリムス等）、Ｅｐｏ  Ｄ、デキサメタゾン、アンギオスタチン、エストラジオール、ハロフジノン、シロスタゾール、ゲルダナマイシン、ＡＢＴ−５７８（Ａｂｂｏｔｔ  Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）、トラピジル、リプロスチン、Ａｃｔｉｎｏｍｃｉｎ  Ｄ、Ｒｅｓｔｅｎ−ＮＧ、Ａｐ−１７、アブシキシマブ、クロピドグレル、Ｒｉｄｏｇｒｅｌ、βブロッカー、ｂＡＲＫｃｔ阻害剤、ホスホラムバン阻害剤、Ｓｅｒｃａ  ２遺伝子／タンパク質、血管内皮細胞増殖因子（たとえばＶＥＧＦ−２）、抗血栓剤（たとえばヘパリン、ヒルジン等）、レシキモド、イミキモド（ならびに他のイミダゾキノリン免疫応答調節剤）、ヒトアポリポタンパク質（たとえばＡＩ、ＡＩＩ、ＡＩＩＩ、ＡＩＶ、ＡＶ他）、ならびに上記の誘導体が含まれる。
【００８４】
本発明による医用物品はまた、その内部の任意の種々の場所に１または複数の補強要素を含んでもよい。たとえば、管状医用物品の場合には、内部の管内側表面、外部の管外側表面、および／または内外表面の間のどこかに補強要素を備えてもよい。２種以上の多孔質ポリマー層を含む医用物品に関しては、たとえば多孔質ポリマー層のいずれかまたは両者の外側表面、多孔質ポリマー層の間等に、補強構造を備えてもよい。
【００８５】
本明細書においては、「補強要素」は医用物品の強度（たとえば耐曲げ性、耐キンク性、耐圧縮性等）を一般には２倍から５倍、１０倍またはそれ以上に増大させるものである。たとえば、血管補綴物等の管状医用物品については、そのような補強要素を、耐キンク性および／または耐圧縮性を増大させるために（たとえば短期および長期開存性を改善するために）備えることができる。
【００８６】
種々の実施形態においては、そのような医用物品は、同時に柔軟性を保ちながら（たとえば手術時の取扱いを容易にするため）強化される。この目的のために、弾性補強要素を選択することができる。本明細書で定義されるように、弾性補強要素は、最低の可塑性／永久変形をもって引っ張り、圧縮、ねじりおよび／または曲げから弾性的に回復することができるものである。典型的には、弾性補強要素は、たとえば１，０００ＭＰａ（ポリマーの）から２５００ＭＰａ、５，０００ＭＰａ、１０，０００ＭＰａ、２５，０００ＭＰａ、５０，０００ＭＰａ、１００，０００ＭＰａ、２５０，０００ＭＰａ（硬金属の）のオーダーの範囲の弾性モジュラス（弾性率）を有する。
【００８７】
適切な機械的特性を有し、医用物品の生体親和性に顕著な程度にまで悪影響を及ぼさないならば、種々の材料を補強要素として使用することができる。材料には、ホモポリマー、コポリマー、ポリマーブレンド、およびポリマー複合体（たとえばポリプロピレン、ＦＥＰ、ＰＥＥＫ等の種々のポリマーおよびバイオエンジニアリングプラスチックスを用いて成形した）等の非金属材料が含まれる。材料にはまた、金属（たとえばＴｉ、Ｔａ）、鉄およびクロムを含む金属合金（たとえば高白金放射線不透過ステンレススチールを含むステンレススチール）、ニッケルおよびチタンを含む合金（たとえばＮｉｔｉｎｏｌ）、コバルト、クロムおよび鉄を含む合金（たとえばエルジロイ合金）を含むコバルトおよびクロムを含む合金、ニッケル、コバルトおよびクロムを含む合金（たとえばＭＰ３５Ｎ）ならびにコバルト、クロム、タングステンおよびニッケルを含む合金（たとえばＬ６０５）、ニッケルおよびクロムを含む合金（たとえばインコネル合金）、ならびに上記を用いて製造される複合補強要素等の金属材料が含まれる。本発明のある実施形態において特に有益なものは、超弾性および形状記憶特性の両者を有する材料、たとえばニッケルおよびチタンを含む合金（たとえばＮｉｔｉｎｏｌ）である。
【００８８】
種々の実施形態において、補強要素には、たとえば先行の段落に記載したもの等の金属および／またはポリマー材料を用いて形成することができるフィラメントを含む固体フィラメント（ここではこの用語はフィラメント状要素、繊維、ワイヤ等の他の類似の用語と互換的に用いることができる）等の固体断面の補強要素が含まれる。
【００８９】
種々の実施形態において、補強要素はとりわけ、リボン（すなわち扁平なフィラメント）、レーザー切断、プラズマエッチング処理もしくは化学エッチング処理したチューブ（たとえばバルーン拡張型および自己拡張型ステント等）、またはレーザー切断、プラズマエッチング処理もしくは化学エッチング処理したシート（これはたとえば巻いてチューブにして溶接することができる）の形態であってよい。
【００９０】
補強要素は必要に応じて熱処理してもよく、またはいくつかの実施形態においては形状記憶を有してもよい。
【００９１】
フィラメントはたとえば一連の輪として、織り、組み、編み、コイル化、または不規則なフィラメント状円筒等として使用することができる。フィラメント状補強要素の機械的性質は、たとえば材料自身の性質および選択される繊維直径によって影響され、そのいずれかまたは両者は、それを最適化するために変化させることができる。たとえば、これらのモノフィラメントの直径は、要求によるが、グラフトについては０．０２５ｍｍおよびそれ以上のオーダーであってよい。
【００９２】
ある実施形態においては、医用物品中の異なった点において補強の程度を変化させることが望ましいであろう。たとえば、血管グラフト等の管状補綴物の場合には、補強の程度は、たとえばグラフトの周囲を円周状に進むにつれて、またはその長さに沿って軸方向に進むにつれて変化してもよい。フィラメント状の要素については、この効果はフィラメント密度（たとえば巻回頻度の変更による）、フィラメント直径、またはその両者を変化させることによって達成することができる。
【００９３】
具体例として、耐キンク性および耐圧縮性を高めるために補綴物の中心に向かって高度になる補強を採用することができる。一方、縫合容易性を高めるために末端付近で低度になる補強を採用することができる。例として創傷補強要素を取り上げると、これは補綴物の中心付近で巻回頻度を増大し、末端付近で巻回頻度を低下させることによって達成できるであろう。
【００９４】
本発明による医用物品が血管もしくは非血管ステントまたはステントグラフトである場合、デバイスのステント部分は、ポリマー材料および金属材料、たとえばＴｉ、Ｔａ、ステンレススチール、ＰＥＲＳＳ、Ｎｉｔｉｎｏｌ、Ｅｌｇｉｌｏｙ、ＭＰ３５Ｎ、Ｌ６０５および上記のものを含む他の金属、金属合金および複合体を含む弾性または可塑性材料から作ることができる。たとえばステント部分はレーザー切断チューブ、次に巻いて溶接されるレーザー切断シート、化学もしくはプラズマエッチング処理したチューブ、次に巻いて溶接される化学もしくはプラズマエッチング処理したシート、巻回ワイヤ、巻回および溶接ワイヤ、組みワイヤ、編みワイヤ等であってよい。多孔質ポリマー層はステントの外側、ステントの内側、ステントの両側等に備えることができる。本物品は部分ステントグラフトであってもよく、ここではステント部分は一部またはいくつかの部分に存在するが、グラフト全体に連続的には存在しない。
【００９５】
上に示したように、本発明による医用物品には、管状物品（たとえば冠動脈バイパスグラフト、末梢血管グラフトおよび血管内グラフト等の大小血管グラフトを含む血管および非血管グラフト、ステントおよびステントグラフト、胆管、尿道、尿管、腸および食道管状構造等の他の管状構造）等の閉鎖体積（中空）医用物品ならびに血管および非血管パッチ（たとえばヘルニア修復パッチならびに胃腸管および泌尿生殖器系パッチ）等の種々の開放体積医用物品が含まれる。医用物品のさらなる例には、血管および非血管組織スカフォールド、血管および非血管閉鎖デバイス、たとえば末梢および動静脈フィスチュラの閉鎖用デバイス、心臓弁および静脈弁用の弁リーフレット、血管アクセスポートおよび動静脈アクセスグラフトを含む血管アクセスデバイス（たとえば抗生物質、全非経口栄養、静脈内液剤、輸血、血液サンプリング、または血液透析用の動静脈アクセス等のため等の頻繁な動脈および／または静脈アクセスを得るために使用されるデバイス）、塞栓フィルター、子宮スリング、ＬＶＡＤ（左心室補助デバイス）およびＴＡＨ（全人工心臓）をヒト動脈に接続するための織物等が含まれる。
【００９６】
中空（管状を含む）医用物品が体腔を補強、修復または置換するために提供される場合には（たとえばグラフト、ステントグラフト、パッチ等）、その寸法は体腔の全部または一部の寸法に近似するように調整することができる。体腔の例には、心臓、動脈および静脈等の心血管系の管腔（たとえば冠動脈、大腿動脈、大動脈、腸骨動脈、頚動脈および椎骨脳底動脈）、尿道（尿道前立腺部を含む）、膀胱、尿管、膣、子宮、輸精管および卵管等の生殖器泌尿器系の管腔、鼻涙管、エウスタキー管、気管、気管支、鼻腔および洞等の呼吸器の管腔、食道、腸、十二指腸、小腸、大腸、結腸、胆管および膵管系等の胃腸管の管腔、リンパ系の管腔等が含まれる。
【００９７】
したがって、本発明において使用される中空医用デバイス（円形および楕円形断面を有するもの等の任意の管状形状を含む）は、たとえば直径０．５ｍｍから１ｍｍ、２ｍｍ、５ｍｍ、１０ｍｍ、２０ｍｍ、５０ｍｍまたはそれ以上の直径の範囲で広く変化させることができる。たとえば、直径０．５〜２ｍｍの範囲の管状物品は、微小血管用および神経再生のための導管に用いることができ、直径２〜４ｍｍのものは冠バイパスに用いることができ、直径２〜２０ｍｍのものは末梢血管グラフトに用いることができ、直径２０〜５０ｍｍおよびそれ以上のものは血管内および管腔内血管グラフト、食道および腸補綴物等の他の管状補綴物等に用いることができる。したがって、血管グラフトには、直径６ｍｍ超のグラフトおよび直径６ｍｍ以下のグラフトが含まれる。
【００９８】
回転するマンドレルを用いて作製される管状構造については、内径はマンドレルの寸法に依存し、典型的なマンドレル直径範囲は上記のように０．５ｍｍと５０ｍｍの間またはそれ以上である。より大きな直径のマンドレルはまた、たとえばパッチおよびスカフォールド等の二次元（開放）構造を作製するために切断して平たいシートとするか他の方法で形成することができる管状物品を形成するために適切である。
【００９９】
デバイスが拡張可能冠動脈ステントである場合、拡張前のステント寸法はたとえば１ｍｍのオーダーで、たとえば直径０．５から０．７５、１、１．２５、１．５ｍｍの範囲であってよい。一方、ステントの拡張後の寸法は、５ｍｍのオーダーで、たとえば直径３から４、５、６ｍｍの範囲であってよい。ステントを拡張した状態で構成し、次いで展開のために圧縮（たとえばバルーン上で）してもよい。あるいは、ステントをその拡張前の寸法で構成し、インビボで拡張してもよい。後者の場合、インビボで所与の空孔寸法が望ましい場合には、拡張時に所望の空孔寸法が達成されるよう充分に小さい空孔寸法をもってデバイスを製造することができる。たとえば、１ｍｍの冠ステントを構成する場合、５ｍｍに展開する際に所望の２０〜３０ミクロンの空孔寸法を達成するために４〜６ミクロンの空孔寸法を形成することができる。いくつかの実施形態においては、周方向に沿うよりもステントの軸方向に沿って幅広い空孔が創出されるが、この非対称はステントの拡張の際に低減する。たとえば、繊維紡糸技術により、もとの配置では周方向よりも軸方向の幅が大きいダイヤモンド形状であり、この幅がステントの展開の際に互いに同程度になる空孔を製造することができる。確かに、マンドレル速度およびキャリッジ速度を変化させることにより、実質的に任意の寸法のダイヤモンド形状の空孔を作成することができる。
【０１００】
さらに、より複雑な中空構造を形成することができる。たとえば、先細の（すなわち直径が徐々に変化する）または段状の（すなわち直径が急に変化する）マンドレルを選択することにより、先細のまたは段状の管状構造が容易に製造される。構造が形成された後で、溶解、溶融、収縮または他の方法で寸法を減少させて除去できるマンドレルを使用して、より複雑な構造でも形成することができる。
【０１０１】
本発明が多種の医用物品に適用可能であることは上記の考察から明白であるが、ここで例示的な血管グラフトについて図１Ａ、図１Ｂおよび図２を参照してより詳細に述べる。またここで例示的なステントについて図３Ａおよび図３Ｂを参照してより詳細に述べる。
【０１０２】
図１Ａは、本発明の実施形態による血管グラフト１００の概略側面図である。図１Ｂは図１Ａのグラフト１００の線Ｂ−Ｂに沿った概略断面図である。下記により詳細に考察するように、このグラフトは下記の特徴を組み込んでいる：その管内側および管外側（外膜）表面の有益な空孔寸法、実質的に非血栓性の表面、内部の非透過性または半透過性ポリマーバリアー層、縫合線およびＡＶ針穿刺部位における低減された血液漏洩、強化された抗キンク性および抗圧縮性、良好なコンプライアンス、ならびに必要なら治療剤の溶出容量。
【０１０３】
ここで図１Ａおよび図１Ｂに戻ると、グラフト１００は外側表面１００ｏおよびデバイス管腔１００ｌを画定する内側表面１００ｉを有する。グラフト１００は、内側（管内側）多孔質ポリマー層１１０、ポリマーバリアー層１２０、外側（管外側）多孔質ポリマー層１３０、および内部の補強要素１５０ａ、１５０ｂを含むいくつかの領域を含む。これらの領域のそれぞれについて、下記により詳細に述べる。
【０１０４】
内側多孔質ポリマー層１１０の厚みは、用途に応じた厚みとともに広く変化させることができる。小径グラフト用には、内側層１１０の厚みはたとえば１００ミクロンであってよく、一方大径グラフトの厚みはたとえば２００〜３００ミクロンの厚みであってよく、付加的な強度を与えている。たとえばより厚い壁は半径方向のフープ強度を増大させるであろう。
【０１０５】
血管グラフト用の典型的な厚みの範囲は３００ミクロン〜１０００ミクロンであるが、他のより大きなまたはより小さな厚みも採用することができる。
【０１０６】
内側多孔質ポリマー層１１０の空孔寸法は細胞の内部成長および増殖を増強するために選択され、これによりグラフトの再内皮細胞化を促進し、その長期開存性に寄与する。示された実施形態においては、内側多孔質ポリマー層１１０には１０〜５０ミクロン、より典型的には２０〜４０ミクロンの範囲の空孔寸法が備えられる。なぜならこれらの範囲内の空孔寸法が血管の内皮細胞化を促進することが知られているからである。Ｇｏｌｄｆａｒｂら、「Ｅｘｐａｎｄｅｄ  Ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ  （ＰＴＦＥ）：  Ａ  Ｓｕｐｅｒｉｏｒ  Ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ  Ｍａｔｅｒｉａｌ  ｆｏｒ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ」、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｓａｎ  Ｄｉｅｇｏ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ、１９７５年２月、４５１〜４５６頁参照。
【０１０７】
例示した実施形態において、内側多孔質ポリマー層１１０は生体安定性である。必要なら、空孔を、生体分解性または生体吸収性ポリマー（そのいくつかは本発明によるポリマー領域を形成するためのポリマーの上記リストに見られる）等の生体分解性または生体吸収性材料で満たすことができる。たとえば、これにより細胞を内部成長させ、ポリマーが分解するにつれてポリマーを置換させることができる。
【０１０８】
細胞の内部成長および増殖を促進する他に、血管グラフト１００の内側多孔質ポリマー層１１０はまた、適切な血液接触面を提供するために血栓形成に抵抗するはずである。適切なポリマーの選択は、血栓形成の低減に大きな助けとなり得る。たとえば、ポリ（テトラフルオロエチレン）、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ（ジメチルシロキサン）、ＳＩＢＳコポリマーおよびポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）コポリマー（ＰＬＧＡ）等の生体親和性ポリマーが知られており、これらは望ましくない組織反応を最小限にし、血栓性閉塞を最小限にする。
【０１０９】
たとえば、血流にさらされる表面１００ｉにおいて抗血栓性薬剤および成長因子等の治療剤を放出または存在させることによって、血栓形成をさらに抑制し、細胞成長をさらに促進することができる。たとえば、（ａ）内側多孔質ポリマー層１１０（たとえば繊維に付随してまたは空孔を満たす生体分解性材料と混合して等）、（ｂ）ポリマーバリアー層１２０および／または（ｃ）外側多孔質ポリマー層１３０（たとえば繊維に付随してまたは空孔を満たす生体分解性材料と混合して等）の間に、中に、または共有結合もしくは非共有結合によって、これらのおよび他の薬剤を備えることができる。
【０１１０】
ＳＩＢＳを使用する種々の実施形態を含むある実施形態においては、図１Ｂに示す単一層１１０とは対照的に、図２に示す２つの副層１１０ａ、１１０ｂを用いることが望ましいであろう。この特定の実施形態における第１の（管内側の）ＳＩＢＳ副層１１０ａは、たとえば１０〜５０ミクロン、より典型的には２０〜４０ミクロンの空孔寸法を有してよい。第１の（管内側の）ＳＩＢＳ副層１１０ａは、たとえば５０〜１５０ミクロン、より典型的には約１００ミクロンの厚みを有してよい。そのような層は、たとえば６〜１０ミクロンの繊維から、約２００往復サイクルを採用して、シャトル速度１６０００ｍｍ／分および延伸速度（マンドレル速度）８００ｒｐｍで、直径６ｍｍのマンドレルを用いて作製することができる。そのような繊維は、たとえばＴＨＦ等の溶媒中、ＳＩＢＳの５〜４５ｗｔ％またはそれ以上の溶液（現在のところ３０％ｗ／ｗが好ましい）から形成することができる。グラフト１００を圧迫したときのべたつきを低減し自己接着を防止するために、第１のＳＩＢＳ副層１１０ａには、比較的高いスチレン含量（たとえば３０から３５、４０、４５、５０モル％）を有するＳＩＢＳコポリマー（ショアＡ硬度約８５〜１００が典型的である）を採用することができる。
【０１１１】
べたつきの低減に加えて、そのような高スチレン含量のＳＩＢＳは高い剛性を有する。しかし、この剛性は、厚みが大きすぎると、グラフト１００の全体のコンプライアンスを悪くすることがある。理想的には、多孔質内部領域の厚みは少なくとも１００ミクロンであるが、そのような厚みにスチレン含量の高いＳＩＢＳを用いると、ある種の用途に対しては材料が硬くなりすぎることになろう。したがって、第２のＳＩＢＳ副層１１０ｂは、たとえばグラフトのコンプライアンスおよび可撓性の損失を避けるために、中程度のスチレン含量（たとえば１５〜２０モル％）を有してよい（ショアＡ硬度２５〜５０が典型的である）。第２のＳＩＢＳ副層１１０ｂは、層１１０ａのそれと同様の空孔寸法を有してよく、またたとえば１００〜３００ミクロン、より典型的には１５０〜２００ミクロンの範囲の厚みを有してよい。この厚みおよび空孔寸法を有する層は、たとえば６〜１０ミクロンの繊維から、約３００〜４００往復サイクルを採用して、シャトル速度１６０００ｍｍ／分および延伸速度（マンドレル速度）８００ｒｐｍで形成することができる。そのような繊維は、たとえばＴＨＦ等の溶媒中、ＳＩＢＳの５〜４５ｗｔ％溶液（現在のところ３０ｗｔ％が好ましい）から形成することができる。
【０１１２】
先行段落に記載した不連続な性質変化の代わりに、内側多孔質ポリマー層１１０を、ポリマー組成が徐々に変化するように形成することができる。たとえば、多孔質ポリマー層１１０は、繊維を形成する溶液が最初に（たとえばマンドレルにおいて）高スチレン含量のＳＩＢＳを含むが、これは層の厚みが形成されるにつれて徐々に中スチレン含量のＳＩＢＳに置換されるように形成することができる。この層は比較的一定の空孔寸法（たとえば１０〜５０ミクロン）を有してよく、またたとえば１５０〜２５０ミクロンの範囲の厚みを有してよい。
【０１１３】
図１Ａ、図１Ｂおよび図２のデバイスの内部において、たとえば内側多孔質層（１または複数）１１０、１１０ａ、１１０ｂの外表面上もしくは内部において、ポリマーバリアー層１２０の外側表面上もしくは内部において、または外側多孔質層１３０の外側表面上もしくは内部において、１または複数の補強要素を備えることができる。補強要素（１または複数）の存在により、グラフト１００の抗キンク性および抗圧縮性の増大を含む強度増大がもたらされ、それにより短期および長期開存性が改善される。たとえば、そのような強度の増大により、管腔壁が接触する機会が最低限になり、それにより血栓生成が低減する。
【０１１４】
既に述べたように、補強要素（１または複数）は、種々の材料、たとえば構造の軸の周囲に織り、組み、編み、コイル化または他の方法による巻き付けができるＮｉｔｉｎｏｌフィラメント等の弾性金属フィラメントから形成することができる。たとえば、図１Ａ、図１Ｂおよび図２に図示した特定の実施形態においては、０．０７６ｍｍの超弾性Ｎｉｔｉｎｏｌフィラメントから形成された２つの補強部材１５０ａ、１５０ｂが用いられており、これらは土台層（たとえば図１Ｂにおける多孔質ポリマー層１１０または図２における多孔質ポリマー副層１１０ｂ）の周りにリコイルする前にコイル化および熱処理することができる。２個のコイルが図示されているが、１個、３個、４個、またはそれ以上のコイルならびに他の数多くの管状および非管状補強スキームを用いることができる。
【０１１５】
上記のように、図１Ａ、図１Ｂおよび図２のグラフトのバリアー層１２０等の、本発明において使用されるバリアー層は、細胞を透過しないように設計されるが、それらはグラフト１００の内および外側表面１００ｉ、１００ｏの間の体液（これはたとえば水ならびに電解質等の小分子ならびにタンパク質およびポリヌクレオチド等の大分子を含み得る）の伝達を可能にする程度に透過性であってよい。さらに、バリアー層１２０はまた、好ましくはグラフトの埋込みの間に縫合糸の周囲をシールし、ＡＶ針穿刺部位を閉鎖する隔膜として作用する。したがって、バリアー層１２０は典型的にはサブミクロンの空孔を有するか、または観察される空孔を全く有しない。サブミクロンの空孔が存在する場合、それらはいくつかの実施形態においては生体分解性物質によって満たされてもよい。この後者の概念の変形は、全体のバリアー層１２０を生体分解性材料（これは最初、上述のように細胞のバリアーおよび隔膜として作用するが、管内側および外膜表面からの細胞の内方成長が完了するかほぼ完了する時までに生体によって実質的に完全に吸収される）から作ることである。
【０１１６】
１つの具体例においては、バリアー層は低〜中スチレン含量（たとえばスチレン５から１０、２０モル％）を有するＳＩＢＳコポリマー層である。たとえばそれは弾性であり、したがってデバイス全体のコンプライアンスに寄与するので、そのようなＳＩＢＳコポリマー層が望ましい。さらに、その弾性によりＳＩＢＳ層は縫合線およびＡＶ針穿刺部位（たとえば血液透析のための１６ゲージ針穿刺等）における血液の漏れが低減または解消されると考えられる。なぜなら、たとえばそれは変形から回復し、縫合部位の周囲（隔膜のように）および穿刺部位を閉鎖することができるからである。
【０１１７】
そのようなバリアー層１２０は、たとえばＴＨＦ等の溶媒中、ＳＩＢＳの５〜１５ｗｔ％溶液から形成することができる。室温で充分な回数のスプレー等の任意の適当な方法で溶液を塗布して、土台構造、たとえば、それぞれ周囲にコイル化フィラメント１５０ａ、１５０ｂを有する内側多孔質ポリマー層１１０（図１Ｂ）または副層１１０ｂ（図２）の上に薄いバリアー層１２０を形成する。溶液は室温で塗布されるが、ＳＩＢＳの上側ガラス転移温度（約１００℃）より低い任意の温度を用いることができる。乾燥速度は、温度を上昇または低下させることによって影響されよう。
【０１１８】
図１Ａ、図１Ｂおよび図２のグラフト１００には、たとえば６０〜１００ミクロンの範囲の空孔寸法を有する外側多孔質ポリマー層１３０が、さらに設けられる。この空孔寸法は、外膜表面における細胞の内方成長および増殖を促進するために選択される。細胞の内方成長および増殖を促進することによって、グラフトはグラフト周囲組織の内部で安定化され、長期開存に寄与し、たとえばＡＶ血液透析針穿刺の間の性能を向上させる。ある実施形態においては、内側多孔質ポリマー層１１０におけるように、外側多孔質ポリマー層１３０の空孔を、たとえば外膜表面における細胞の内方成長が完了するかほぼ完了する時までに生体によって実質的に完全に吸収される生体分解性ポリマー等の生体分解性材料で満たすことができる。
【０１１９】
外側多孔質ポリマー層１３０の厚みは、用途に応じて広く変化させることができ、厚みはとりわけ他の因子の中でもたとえば半径方向のフープ強度および軟組織固着の必要性に依存する。典型的な範囲は５０〜５００ミクロンであるが、他のより大きなまたはより小さな厚みも採用することができる。
【０１２０】
多孔質ポリマー層１３０がＳＩＢＳコポリマーから形成される実施形態に対しては、選択されるＳＩＢＳコポリマーは、より硬くなく、より可撓性のグラフトを得るために中程度のスチレン含量（たとえば１５〜２０モル％）を有する（ショアＡ硬度２５〜５０が典型的である）。多孔質ＳＩＢＳ層の厚みは、たとえば１００〜３００ミクロンの厚みの範囲であってよい。そのような層は、たとえば６〜１０ミクロンの繊維から、約５００往復サイクルを採用して、シャトル速度１６０００ｍｍ／分および延伸速度（マンドレル速度）８００ｒｐｍで作製することができる。そのような繊維は、たとえばＴＨＦ等の溶媒中、ＳＩＢＳの５〜４５ｗｔ％溶液（現在のところ３０ｗｔ％が好ましい）から形成することができる。
【０１２１】
ここで、上で考察したグラフトと同様の設計になるステントについて考察する。図４Ａは本発明の実施形態による被覆血管ステント１００の概略断面図である。被覆ステント１００は外側表面１００ｏおよびデバイス管腔１００ｌを画定する内側表面１００ｉを有する。ステント１００は、（ａ）内側（管内側）多孔質ポリマー層１１０、（ｂ）外側（管外側）多孔質ポリマー層１３０、および（ｃ）多孔質ポリマー層１１０、１３０の間に配置され、種々の金属製ステントストラット１５０（たとえば図５参照）を含み、デバイスの補強要素として作用するステント基材を含む、いくつかの領域を有する。
【０１２２】
内側多孔質ポリマー層１１０の厚みは、たとえば１〜５０ミクロンに変化することができるが、他のより大きなまたはより小さな厚みも採用することができる。示された実施形態においては、内側多孔質ポリマー層１１０には１０〜５０ミクロン、より典型的には２０〜３０ミクロンの範囲の空孔寸法が備えられる。なぜならこれらの範囲内の空孔寸法が細胞の内方成長を促進することが知られているからである。例示した実施形態において、内側多孔質ポリマー層１１０は生体安定性である。必要なら、空孔を、たとえば細胞による被覆および内方成長が完了するかほぼ完了する時までに生体によって実質的に完全に吸収される生体分解性ポリマー等の生体分解性材料で満たすことができる。
【０１２３】
ステント１００の内側多孔質ポリマー層１１０は、血栓形成に抵抗する必要がある。上述のように、とりわけ、ポリ（テトラフルオロエチレン）、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ（ジメチルシロキサン）、ＳＩＢＳコポリマーおよびＰＬＧＡコポリマー等の生体親和性ポリマーが知られており、これらは望ましくない組織反応を最小限にし、血栓性閉塞を最小限にする。たとえば、血流にさらされる表面１００ｉにおいて抗血栓性薬剤および成長因子等の治療剤を放出または存在させることによって、血栓形成をさらに抑制し、細胞成長をさらに促進することができる。たとえば、内側多孔質ポリマー層１１０および／または外側多孔質ポリマー層１３０の間に、中に、または共有結合もしくは非共有結合によって、これらのおよび他の薬剤を備えることができる。
【０１２４】
ＳＩＢＳを使用する種々の実施形態を含むある実施形態においては、図１Ｂに示す単一層１１０とは対照的に、図４Ｂに示す２つの副層１１０ａ、１１０ｂを使用することが望ましいであろう。この特定の実施形態における第１の（管内側の）ＳＩＢＳ副層１１０ａは、たとえば１０〜５０ミクロン、より典型的には２０〜４０ミクロンの空孔寸法を有してよい。第１の（管内側の）ＳＩＢＳ副層１１０ａは、たとえば５０〜１５０ミクロン、より典型的には約１００ミクロンの厚みを有してよい。べたつきを低減するために、第１のＳＩＢＳ副層１１０ａには、比較的高いスチレン含量（たとえば３０から３５、４０、４５、５０モル％）を有するＳＩＢＳコポリマー（ショアＡ硬度約８５〜１００が典型的である）を採用することができる。べたつきの低減に加えて、そのような高スチレン含量のＳＩＢＳは高い剛性を有する。しかし、この剛性は、厚みが大きすぎると、ステント１００の拡張性を悪くすることがある。したがって、第２のＳＩＢＳ副層１１０ｂは、中程度のスチレン含量（たとえば１５〜２０モル％）を有してよい（ショアＡ硬度２５〜５０が典型的である）。第２のＳＩＢＳ副層１１０ｂは、層１１０ａのそれと同様の空孔寸法を有してよく、またたとえば１００〜３００ミクロン、より典型的には１５０〜２００ミクロンの範囲の厚みを有してよい。不連続な性質変化の代わりに、内側多孔質ポリマー層１１０を、上述のように、ポリマー組成が徐々に変化するように形成することができる。
【０１２５】
既に述べたように、補強要素（たとえばステントストラット１５０参照）は、種々の材料、とりわけたとえばステンレススチールまたはＮｉｔｉｎｏｌ等の金属材料から形成することができる。補強要素は一次的には動脈壁を支持し、ＰＣＴＡの後に起こり得る動脈壁の再閉鎖またはつぶれを防止することによって、冠動脈の開存を維持する。
【０１２６】
図４Ａおよび図４Ｂの被覆ステント１００には、たとえば１０〜５０ミクロン、より典型的には２０〜３０ミクロンの範囲の空孔寸法を有する外側多孔質ポリマー層１３０が、さらに設けられる。この空孔寸法は、血管表面からの細胞の内方成長および増殖を促進するために選択される。細胞の内方成長および増殖を促進することによって、ステントは血管内で安定化され、長期開存に寄与する。ある実施形態においては、内側多孔質ポリマー層１１０におけるように、外側多孔質ポリマー層１３０の空孔を、たとえば外膜表面における細胞の内方成長が完了するかほぼ完了する時までに生体によって実質的に完全に吸収される生体分解性ポリマー等の生体分解性または生体吸収性材料で満たすことができる。外側多孔質ポリマー層１３０の厚みは、広く変化させることができる。典型的な範囲は５０〜１５０ミクロンであるが、他のより大きなまたはより小さな厚みも採用することができる。
【０１２７】
多孔質ポリマー層１３０がＳＩＢＳコポリマーから形成される実施形態に対しては、選択されるＳＩＢＳコポリマーは、５０モル％まで、たとえば１６〜３０モル％のスチレン含量を有する（ショアＡ硬度４０〜９２が典型的である）。多孔質ＳＩＢＳ層の厚みは、たとえば５０〜１５０ミクロンの厚みの範囲であってよい。
【０１２８】
いくつかの実施形態においては、上記のようなバリアー層（すなわちたとえば電解質等の小分子ならびにタンパク質およびポリヌクレオチド等の大分子を含み得る体液は透過し得るが、細胞は透過しない層）を、多孔質管外側および管内側層の間（たとえば補強要素に隣接して）に設けることができる。
【実施例】
【０１２９】
上記図２とともに記載された、すなわち下記：（ａ）約６〜１０μｍの静電紡糸されたスチレン含量約３０モル％のＳＩＢＳ繊維から形成された空孔寸法約２０〜４０μｍ、厚み約５０〜１００μｍの第１（管内側）の副層１１０ａ、（ｂ）約６〜１０μｍの静電紡糸されたスチレン含量約１７モル％のＳＩＢＳ繊維から形成された空孔寸法約２０〜４０μｍ、厚み約１００〜１５０μｍの第２の副層１１０ｂ、（ｃ）スチレン含量約１７モル％のＳＩＢＳの約１０ｗｔ％ＴＨＦ溶液を、バリアー層１２０を形成するために充分な量、第２の副層１１０ｂ上にスプレーすることによって形成したバリアー層１２０、および（ｄ）約６〜１０μｍの静電紡糸されたスチレン含量約１７モル％のＳＩＢＳ繊維から形成された空孔寸法約４０〜１００μｍ、厚み約１００〜２００μｍの外層１３０を有するＳＩＢＳステントグラフト。いくつかの実施形態においては、熱処理され、コイル化された０．０７６ｍｍの超弾性Ｎｉｔｉｎｏｌフィラメントを、補強として副層１１０ｂ上に設ける（たとえば図３Ａの写真を参照）。一方、他の実施形態においては、コイル化フィラメントを設けない（たとえば図３Ｂの写真を参照）。グラフトの内径は約６ｍｍ、長さは約５〜１０ｃｍまたはこれより長い。
【０１３０】
上記のグラフトについて、６ｍｍのＥｘｘｃｅｌ  Ｓｏｆｔ  ｅＰＴＦＥグラフトとともに、水透過性、穿刺時の自己閉鎖性、および縫合糸引き抜き使用を試験した。より詳しくは、試験はＩＳＯ  ７１９８：１９９８年、Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  ｉｍｐｌａｎｔｓ−Ｔｕｂｕｌａｒ  ｖａｓｃｕｌａｒ  ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓに従って実施した。下表から見られるように、グラフトはいずれも水透過性を示さなかった。ＳＩＢＳグラフトは、１６ゲージの針で穿刺した際にｅＰＴＦＥグラフトよりも容易に自己閉鎖することが見出された。最後に、ＳＩＢＳグラフトについてはｅＰＴＦＥグラフトよりも大きな縫合糸引き抜き力が観察された。
【０１３１】
【表１】
2010518945.tif 000004
インビボ試験のため、上記の独自の３−Ｄ紡糸ＳＩＢＳ構造（コイル化フィラメントなし）を内径６ｍｍ、長さ１００ｍｍのチューブに調製した。紡糸したＳＩＢＳチューブを、ＥＴＯで滅菌した後、イヌ両側腸骨動脈の血管内中間グラフトとして、修正端端対向配置（長さ５０ｍｍ）で、２頭のイヌに１カ月間、埋め込んだ。両側対照として延伸ＰＴＦＥ（６ｍｍ×長さ５０ｍｍ）を用いた。追加の６本のＳＩＢＳチューブを、イヌ両側腸骨動脈の血管内グラフトとして、６カ月間の生存が期待された６頭のイヌに同様に埋め込んだ。再び両側対照として延伸ＰＴＦＥを用いた。
【０１３２】
切断の間、ＳＩＢＳグラフトはそれ自体で少しくっつくことが見られたが、これはフィラメント補強グラフトでは問題ではない。
【０１３３】
埋込みの間、外科医はｅＰＴＦＥグラフトにおいて縫合貫通部位の周辺に比較的大きな穴が縫合によって生じたことを発見したが、ＳＩＢＳグラフトではそれがなく、自己閉鎖性を示していた。外科医はまた、ＳＩＢＳグラフトがｅＰＴＦＥグラフトよりも容易に縫合することを見出した。たとえば、ＳＩＢＳグラフト材料に沿って動かした際に、縫合糸が多少引きずられることが見出されたが、これはＳＩＢＳの自己閉鎖性の表れである。さらに、ＳＩＢＳグラフトは可撓性であるので、これは吻合時に宿主動脈と形を合わせやすく、外科医が困難な角度で縫うことが可能である。一方ｅＰＴＦＥでは外科医がより制限された角度で縫う必要があった。ＳＩＢＳが可撓性であるので、外科医は縫合が容易になるようにＳＩＢＳグラフトの方向付けすることが可能であった。外科医は、ＳＩＢＳグラフトの感触が血管のそれと極めて類似していることを見出した。
【０１３４】
クランプを外したときに、壁を通しての微量の出血がＳＩＢＳグラフトにおいて見られたが、グラフト周辺での血液量の増加はなかった。
【０１３５】
１カ月の期間の終わりに、２頭のイヌを犠牲死させた。開存率はＳＩＢＳグラフトで５０％（１／２）、ｅＰＴＦＥ対照で５０％（１／２）であった。対照とＳＩＢＳグラフトの両者で同時に閉塞したことから、主原因は手技上の失敗であって、ＳＩＢＳまたはｅＰＴＦＥグラフトに関係ないことが見出された。６カ月の期間の終わりに、残りの６頭のイヌを犠牲死させた。開存率はＳＩＢＳグラフトで８３％（５／６）、ｅＰＴＦＥ対照で１００％（６／６）であった。したがって、１カ月および６カ月のグラフトの全開存率はＳＩＢＳグラフトで７５％（６／８）、ｅＰＴＦＥ対照で８３％（７／８）であった。ＳＩＢＳ試験グラフトの開存率は実質的にｅＰＴＦＥグラフトの開存率と等価で、ｅＰＴＦＥグラフトの開存率はこの材料に典型的であった。
【０１３６】
さらに、６カ月において、ＳＩＢＳグラフトの内皮細胞被覆率は約９３％であり、一方ｅＰＴＦＥグラフトの内皮細胞被覆率は５５％であった。
【０１３７】
本明細書において種々の実施形態を具体的に図示し、記述しているが、本発明の変更および変形は上記の教示の範囲内にあり、本発明の精神および意図した範囲から逸脱することなく添付の特許請求の範囲内にあることは理解されるであろう。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
2010518945.tif 000006
【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図５】
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【国際調査報告】
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