(57)【要約】  浸漬塗布等の管状鋳造プロセスを使用して、ステント等のインプラント可能なデバイスの製造に使用されてもよいポリマー溶液から基質を形成してもよい。ポリマー基質は、出発材料の本質的特性を保持し、脆性破断を防ぐのに十分な延性を有する多層を有してもよい。心棒が浸入される回数、溶液中での各浸入持続時間、及び各浸入間の遅延時間、若しくは浸漬の間の乾燥又は硬化時間、溶液からの心棒の引き抜き速度等のパラメータが各々制御され、結果として所望の機械的特性を得られるようにしてもよい。追加の後処理も利用して、基質の強度を向上したり、又はその形状を変化させてもよい。【選択図】図１５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
インプラント可能なステントスキャフォールドであって、
長手方向軸の周りに配列され、低プロファイルから拡張プロファイルへ径方向に拡張可能である複数の円周支持要素と、
前記長手方向軸に合うように、前記円周支持要素を交互パターンにおいて結合する複数の結合要素とを備え、
前記ステントスキャフォールドは、生体再吸収性ポリマーからなり、径方向強度が約１．０Ｎ／ｍｍから１．５Ｎ／ｍｍ、リコイルが２％から５％、ステント留置が０．５Ｎから１．５Ｎであるステントスキャフォールド。
【請求項２】
前記生体再吸収性ポリマーは、２５９，０００ｇ／モルから２，１２０，０００ｇ／モルまでの分子量と、２０％から４０％までの結晶度とを特徴とする、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３】
前記ステントスキャフォールドは、１５０μｍの壁厚を有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４】
前記ステントスキャフォールドは、１８ｍｍの長さを有する、請求項３に記載のステントスキャフォールド。
【請求項５】
前記ステントスキャフォールドは、１２０μｍの壁厚を有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項６】
前記ステントスキャフォールドは、９０μｍの壁厚を有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項７】
前記ステントスキャフォールドは、８０μｍの壁厚を有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項８】
前記ステントスキャフォールドは、２０μｍから１ｍｍまでの範囲の壁厚と、６ｍｍから３００ｍｍの長さとを有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項９】
前記ステントスキャフォールドは、その外径においてステントの外面上に３６．２ｍｍ２の表面積を規定する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１０】
前記ステントスキャフォールドは、さらに１３９ｍｍ２のステントの総表面積を規定する、請求項９に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１１】
前記ステントスキャフォールドは、その外径においてステントの外面上に３ｍｍ２から３，０００ｍｍ２の表面積を規定する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１２】
前記ステントスキャフォールドは、さらに、２０ｍｍ２から１２，０００ｍｍ２のステントの総表面積を規定する、請求項１１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１３】
前記円周支持要素は、０．００６インチの幅を備える、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１４】
前記円周支持要素は、０．０００５インチから０．１インチの幅を備える、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１５】
前記結合要素は、０．００５インチの幅を備える、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１６】
前記結合要素は、０．０００５インチから０．０８インチの幅を備える、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１７】
隣接する結合要素は、互いに０．１３６インチの距離、離間する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１８】
隣接する結合要素は、互いに０．００４インチ〜１．５インチの距離、離間する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項１９】
前記結合要素は、０．０４０インチの長さを有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２０】
前記結合要素は、０．００４インチ〜１．５インチの長さを有する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２１】
前記支持要素の隣接部分は、前記拡張プロファイルにおいて１２０°の角度を規定する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２２】
前記支持要素の隣接部分は、前記拡張プロファイルにおいて１５°から１７９°の角度を規定する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２３】
前記円周支持要素は、波形パターンを規定する、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２４】
第１支持要素の凹部は、少なくとも１つの結合要素を介して、第２支持要素の凹部に取り付けられる、請求項２３に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２５】
前記ステントスキャフォールドは、２７％から３５％までの結晶度により特徴づけられる、請求項２に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２６】
前記ステントスキャフォールドは、結晶領域及び非結晶領域により特徴づけられる、請求項２に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２７】
前記結晶領域は、等方性である、請求項２６に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２８】
前記結晶領域は、配向性である、請求項２６に記載のステントスキャフォールド。
【請求項２９】
前記結晶領域は、長手方向に配向される、請求項２６に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３０】
前記結晶領域は、周方向に配向される、請求項２６に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３１】
前記ステントスキャフォールドの物性は、等方性である、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３２】
前記ステントスキャフォールドは、１００ｐｐｍ未満の溶媒含有率を特徴とする、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３３】
前記ステントスキャフォールドの外径は、１．５ｍｍから１０ｍｍまでである、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３４】
前記生体再吸収性ポリマーは、４．３ｄＬ／ｇから８．４ｄＬ／ｇの固有粘度を特徴とする、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３５】
前記生体再吸収性ポリマーは、８．２８から８．４ｄＬ／ｇまでの固有粘度を特徴とする、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３６】
前記生体再吸収性ポリマーは、１，０００ＭＰａから３，０００ＭＰａまでの弾性係数を特徴とする、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３７】
前記ステントスキャフォールドの壁厚には、複数のポリマー層を備える、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３８】
前記複数のポリマー層は、２層から２０層までである、請求項３７に記載のステントスキャフォールド。
【請求項３９】
前記複数のポリマー層は、各々、同一のポリマーを備える、請求項３７に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４０】
前記複数のポリマー層のうちの少なくとも１つは、薬剤を備える、請求項３７に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４１】
前記ステントスキャフォールドは、荷重下で延性欠陥を示す、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４２】
前記欠陥時の荷重は、１００Ｎから３００Ｎまでである、請求項４１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４３】
前記ステントスキャフォールドは、破断の形成又は欠陥を伴うことなく、約１ｃｍの曲率半径で１８０°まで屈曲するように構成される、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４４】
前記ステントスキャフォールドは、欠陥を伴うことなく、少なくとも１５０％の歪に耐えるように構成される、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４５】
前記ステントスキャフォールドは、破断の形成又は欠陥を伴うことなく、内径が５％〜８０％まで拡張できるように構成される、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【請求項４６】
前記ステントスキャフォールドは、外部負荷の下に置かれる時、塑性変形を伴うことなく、外径が５％〜７０％縮小するように構成される、請求項１に記載のステントスキャフォールド。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願）本願は、２０１４年６月２日出願の米国仮出願第６２／００６，６０３号の優先権の利益を主張し、その全体を参照としてここに組み込む。
【０００２】
本発明は、医療用デバイス等、患者にインプラント可能なデバイスの形成又は作成を行うための製造プロセス全般に係る。本発明は、特に、患者へのインプラントに好適な種々の形状を有する医療用デバイスを作成するためにさらに加工されてもよい管状物質の形成又は作成を行うための方法及びプロセスに係る。
【背景技術】
【０００３】
ここ数年、身体組織又は体液、特に血液に接触するインプラント可能なデバイスにおいて使用される人工材料、特にポリマーから形成された材料の使用への関心が高まっている。このようなデバイスの例として、人工心臓弁、ステント、及び人造血管が挙げられる。金属から製造されるインプラント可能なステント等、いくつかの医療用デバイスは、インプラント後の破断又は欠陥等の問題があった。さらにポリマーから作られるその他特定のインプラント可能なデバイスは、破断又は欠陥の防止又は阻止のために壁厚が増すなどの問題があった。しかしながら、特に動脈疾患の治療には、壁厚の薄いステントが望ましい。
【０００４】
ステント等、多くのポリマーインプラントが押出成形又は射出成形等のプロセスを通じて製造されるため、このような方法は、通常、本質的に弱い材料で開始することによってプロセスを始める。ポリマーステントの例では、結果として得られるステントは、壁厚が低減されるとともに不正確な幾何公差を有するようになり、これらのステントが脆性破断を受けやすくなってしまうこともある。
【０００５】
脆性破断を受けやすいステントは、血管内送達のために潰れる能力と血管内への設置又は位置づけるための拡張能力とを制限してしまうため、通常、望ましくない。さらに、このようなポリマーステントは、強度レベルも低下してしまう。脆性破断は、送達バルーン上又は送達シース内へのステント設置により、ステントを構成する材料に相当量の圧縮力が課されると、特に、ステントに問題を生じる。脆性材料で作られたステントは、ひび割れを生じるか、又は欠陥を伴うことなく潰れる能力又は拡張する能力が非常に制限されてしまう。そこで、ステントが拡張及び変形し、血管内でその位置を確実に維持するには、ある程度のレベルの可鍛性を有することが望ましい。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
従って、特に、患者の身体へのインプラントのために生体適合性及び／又は生体吸収性ポリマーステントとして利用される際、機械的強度を保持し、脆性破断を防止又は阻止するように十分な延性を有する１つ以上の層を有するポリマー基質を作成することが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本明細書に記載の多数の鋳造プロセスを利用して、比較的高レベルの幾何学的精度及び機械的強度を有する基質（例えば、円筒形状基質、楕円形状基質、ダイアモンド形状基質等）を開発してもよい。そして、これらのポリマー基質は、任意の数のプロセス（例えば、高速レーザー源、機械加工等）を使用して加工され、末梢血管系又は冠血管系等、患者へのインプラント用に種々の形状を有するステント等のデバイスを作成することができる。
【０００８】
このような鋳造プロセスの例として、浸漬塗布プロセスの利用が挙げられる。このような所望の特性を有するポリマー基質を作成するのに浸漬塗布を利用すると、結果として、出発材料の本質的特性を保持することのできる基質を得ることができる。これにより、ひいては、インプラントのための任意の追加製造プロセスを通じて保持される、比較的高い径方向強度、延性、及び付随する疲労特性を有する基質を得ることができる。さらに、ポリマー基質の浸漬塗布により、多層を有する基質の作成もできるようになる。
【０００９】
ポリマーの分子量は、通常、ポリマーの機械的挙動を決定する際の因子の１つである。ポリマーの分子量が増加すると、通常、脆性が延性欠陥へと移行し、延性材料も比較的より長い疲労寿命を有するようになる。心棒（マンドレル）を使用して、ポリマー基質の鋳造又は浸漬塗布を行ってもよい。
【００１０】
ポリマー基質の浸漬塗布において、１つ以上の高分子量の生体適合性及び／又は生体吸収性ポリマーが心棒上に形成されるものとして選択されてもよい。１つ以上のポリマーは、適切な溶液が心棒下に配置されてもよいように、１つ以上の対応する容器内で適合性溶媒に溶解されてもよい。基質は互いに重なり合う１つ以上の層を有して形成されてもよいため、基質は、基質の所望の構造及び特性に応じて、第１ポリマーの第１層、第２ポリマーの第２層等を有して形成されてもよい。従って心棒が、適切なポリマー溶液中に連続的に浸漬されてもよいように、基質上に形成される所望の層に応じて、浸漬塗布作業の合間に種々の溶液及び容器を心棒の下で交換してもよい。
【００１１】
心棒が浸入される回数、浸漬の順番（シーケンス）及び方向、溶液中での各浸入持続時間、及び各浸入間の遅延時間、若しくは浸漬間の乾燥又は硬化時間、溶液に対する心棒の浸漬及び／又は引き抜き速度等のパラメータは、各々、制御され、結果として、所望の機械的性質を得られるようにしてもよい。浸漬塗布プロセスを介した形成により、結果として、押出成形又は射出成形によるポリマー構造に比較して、基質の強度レベルを高く保持しつつ、実質的に壁厚の薄いポリマー基質を得てもよい。
【００１２】
浸入回数及び乾燥回数は、各浸入間で均一であってもよく、或いは、結果として得られる基質の所望の特性によって決められるように変えられてもよい。さらに、基質は、各浸入間又は最終浸入後、オーブン内に配置されるか、又は室温で乾燥され、例えば、２０％〜４０％などの所定の結晶レベルと、例えば、６０％〜８０％などの非結晶ポリマー構造レベルとを得てもよい。浸漬塗布プロセス中、互いに重ね合わされた各層は、互いに強固に接着され、利用されるポリマーの分子量及び／又は結晶構造に何の制限も伴うことなく、各ポリマーの壁厚及び機械的特性が各層で保持される。
【００１３】
浸漬塗布を使用して、層間の配向（例えば、浸漬による線状配向、心棒のスピン回転による径方向配向等）を付与し、形成された基質の機械的特性をさらに向上することができる。径方向強度はステントデザインにとって望ましい属性であるため、このような属性を付与するために、形成された基質の後処理が達成されてもよい。通常、ポリマーステントは、径方向強度の不足分を補填するため、比較的厚い壁部を有することになってしまい、これが柔軟性を低下させ、ナビゲーションを妨げ、インプラント直後の動脈内腔領域を減少させてしまう。後処理はまた、通常、ポリマーステントに関連した問題である材料のクリープ及びリコイル（クリープは、通常は昇温下での、応力を与えられている検体に生じる時間依存性の永続的変形である）を防ぐのを助けてもよい。
【００１４】
後処理では、基質に所定量の力が付与されてもよく、このような力は、多数の異なる方法で生成されてもよい。１つの方法は、基質内に配置された拡張可能な圧力管を利用するものである。他の方法は、超弾性合金又はＮｉＴｉ合金等の形状記憶合金で作成された組み紐等の組み紐構造を利用し、サイズを大きくし、基質の内面に対して所望の程度の力を付与するものである。
【００１５】
さらに他の方法では、基質管腔内に窒素等の加圧不活性ガスを散布することにより、拡張力を付与してもよい。完成した基質は、鋳造シリンダより大きな内径を有する成形管の内部に配置されてもよい。鋳造シリンダの遠位側端部又は遠位側部分は、締められるか、又は閉じられてもよく、圧力源が鋳造シリンダの近位側端部に連結されてもよい。アセンブリ全体は、鋳造シリンダの長さ又は鋳造シリンダの一部のいずれかに熱を付与するノズルの上方に配置されてもよい。そこで、鋳造シリンダの直径を増すことにより、鋳造シリンダの分子配向を再配列し、その径方向強度を向上してもよい。直径を増した後、鋳造シリンダを冷却してもよい。
【００１６】
ポリマー基質で一旦処理が完了すると、基質は、種々のデバイスを作成するためにさらに形成又は加工されてもよい。一例として、患者の血管系における送達及び展開のためにロール状ステントを作成するようにシリンダの長さに沿って切断することにより、鋳造シリンダから作成されたステントが挙げられる。他の例として、ステントの圧縮及び拡張を促進しつつ、格子又はスキャフォールドの構造を作成するための多数の部分を加工することが挙げられる。
【００１７】
他の変形例では、ステントの形成の際、まず、本明細書に記載の通り、生体適合性ポリマー基質の少なくとも第１層が心棒上に形成され、心棒によって規定される第１直径を有するように、少なくとも第１ポリマー溶液に心棒を浸漬することにより、基質が第１直径で形成されてもよい。基質を形成する際、第１ポリマー溶液への心棒の浸入回数の制御、心棒の各浸入持続時間の制御、及び心棒の各浸入間の遅延時間の制御等のパラメータが制御される。基質が最初に形成されると、基質の第１直径は、より小さな第２直径まで縮小され、血管内での送達及び展開のために構成された拡張可能なステントスキャフォールドを形成するよう加工されてもよく、ステントスキャフォールドは、ステントスキャフォールドが荷重に際して延性を発揮するように、ポリマー樹脂の１つ以上の機械的特性を保持する。
【００１８】
ステントスキャフォールドが形成され、最初の直径を有するように熱硬化されると、第２送達直径に縮小され、患者の身体内で血管内送達を行うための送達カテーテル上に配置され、このことは血管内の目標位置において第２直径を有するステントを配置し、膨張バルーン又はその他の機構を利用して目標位置において第２直径より大きい（また、最初の直径よりは小さい可能性もある）第３直径までステントを拡張し、その後、ステントが時間の経過とともに自発拡張して最初の直径になるように、或いは、血管壁によって更なる拡張が制約されるまで、ステントが自発拡張して目標位置で血管とさらに接触するようにすることを含んでいる。
【００１９】
基質を最終的に形成するのに利用される独自の処理方法（本明細書に記載の通り）のために、基質から加工されるステントスキャフォールドは、ステント形状がどのように構成されるかに応じて、特定の機械的性質を示してもよい。このようなステントスキャフォールドは、長手方向軸周りに配列され、低プロファイルから拡張プロファイルへ径方向に拡張可能な複数の円周支持要素と、結合要素が長手方向軸に配列されるように交互パターンで円周支持要素を結合する複数の結合要素とを通常備え、ステントスキャフォールドは、生体再吸収性ポリマーからなり、１．０〜１．５Ｎ／ｍｍの径方向強度と、２％〜５％のリコイルと、０．５〜１．５Ｎのステントリテンションとを示す。
【００２０】
ステントスキャフォールドが加工されてもよい基質を形成するのに使用される生体再吸収性ポリマーは、２５９，０００ｇ／モル〜２，１２０，０００ｇ／モルの分子量と、２０％〜４０％の結晶度とを特徴とする。このような性質により、ステントスキャフォールドは、１５０μｍ（若しくは、他の例においては、８０μｍ、９０μｍ、又は１２０μｍ）の壁厚と１８ｍｍの長さとを有するように形成されてもよい。ステントスキャフォールドはまた、材料の性質との組み合わせによって本明細書中に検討の機械的特性を生成しうる特定の形状寸法を有するように形成されてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】図１は、異なる分子量におけるポリ乳酸（ＰＬＬＡ）の応力−歪プロットを示しており、これらの対応する応力−歪値は、脆性破断から延性欠陥までを示している。
【図２Ａ】図２Ａは、心棒に沿って形成された１つ以上の層を有するポリマー基質の形成に利用されてもよい浸漬塗布機械の一例を示す。
【図２Ｂ】図２Ｂは、心棒の浸漬方向を調整するための１つ以上の関節運動可能な連結部を有する浸漬塗布アセンブリの他の例を示す。
【図２Ｃ】図２Ｃは、心棒の浸漬方向を調整するための１つ以上の関節運動可能な連結部を有する浸漬塗布アセンブリの他の例を示す。
【図３Ａ】図３Ａは、心棒に沿って形成された多層ポリマー基質の一部の一例と結果として得られた基質の部分断面側面図を示している。
【図３Ｂ】図３Ｂは、心棒に沿って形成された多層ポリマー基質の一部の一例と結果として得られた基質の部分断面側面図を示している。
【図３Ｃ】図３Ｃは、心棒に沿って形成された多層ポリマー基質の一部の一例と結果として得られた基質の端面図を示している。
【図４Ａ】図４Ａは、浸漬塗布プロセスで形成されたポリマー基質の種々のサンプルについて結果として得られた応力−歪プロットの例を示しており、結果として得られたプロットは、延性欠陥を示す。
【図４Ｂ】図４Ｂは、浸漬塗布によって形成された追加サンプルの応力−歪プロットの他の例を、ＢａＳＯ４の層を組み込んだサンプルとともに示す。
【図４Ｃ】図４Ｃは、ＰＬＬＡの追加層を備えて形成された追加サンプルの応力−歪プロットのさらに他の例を示す。
【図４Ｄ】図４Ｄは、基質に組み込まれたＢａＳＯ４層を有するＰＬＬＡ８．２８基質の詳細な端面図の一例を示す。
【図５Ａ】図５Ａは、塑性変形を起こした浸漬塗布形成ポリマー基質の一例と、結果として得られた高い割合での伸長との斜視図を示している。
【図５Ｂ】図５Ｂは、塑性変形を起こした浸漬塗布形成ポリマー基質の一例と、結果として得られた高い割合での伸長との斜視図を示している。
【図６】図６は、形成されたポリマー基質が成形管又は形成管内で拡張し、基質内に周方向性を付与しうる追加形成手順の一例を示している。
【図７】図７は、形成されたポリマー基質が回転され、周方向応力値が基質の径方向強度を増すように促しうる追加形成手順の他の例を示している。
【図８】図８は、浸漬塗布プロセスを介した二股ステントの形成に利用してもよい「ｙ」字型心棒の側面図を示している。
【図９】図９は、二股ステントの形成に利用してもよい他の「Ｙ」字型心棒の側面図を示しており、各二次分岐部は、互いに対して角度を有している。
【図１０】図１０は、角度を有するアクセスポートを有したステントを形成するための突起又は突出を規定する、さらに他の心棒の側面図を示している。
【図１１】図１１は、その長さに沿って先細となるステントの形成に使用されてもよい、さらに他の心棒の側面図を示している。
【図１２】図１２は、壁厚が可変である基質を形成するための窪み又は特徴を規定する、さらに他の心棒の側面図を示している。
【図１３】図１３は、形成されたポリマー基質で形成されてもよいロール状シートステントの一例の斜視図を示している。
【図１４】図１４は、結果として得られるポリマー基質から任意の数のプロセスを介して加工されたステントの他の例の側面図を示している。
【図１５】図１５は、形成されたポリマー基質の本質的材料特性を利用するために最適化されたステントデザインの例を示している。
【図１６Ａ】図１６Ａは、形成されたポリマー基質の本質的材料特性を利用するために最適化されたステントデザインの例を示す。
【図１６Ｂ】図１６Ｂは、拡張形状における中心線の周りに展開されたステントパターンをより詳細に示す。
【図１７Ａ】図１７Ａは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【図１７Ｂ】図１７Ｂは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【図１７Ｃ】図１７Ｃは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【図１７Ｄ】図１７Ｄは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【図１７Ｅ】図１７Ｅは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【図１７Ｆ】図１７Ｆは、ポリマー基質から形成されたステントが、最初、どのように送達され、血管内でバルーン膨張を介して展開された後、その最初の熱硬化直径までさらに直径を自発拡張するかを示す、他の例の側面図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
生体適合性及び／又は生体分解性ポリマー等のポリマー材料からインプラント可能なデバイスを製造する際、本明細書に記載の多数の鋳造プロセスを利用して、比較的高レベルの幾何学的精度及び機械的強度を有する、例えば、円筒形状基質等の基質を展開してもよい。そして、これらのポリマー基質は、任意の数のプロセス（例えば、高速レーザ源、機械加工等）を使用して加工され、末梢血管系又は冠血管系等、患者へのインプラント用に種々の形状を有するステント等のデバイスを作成することができる。
【００２３】
鋳造プロセス等の一例として、浸漬塗布プロセスの利用が挙げられる。このような所望の性質を有するポリマー基質を作成するために浸漬塗布を利用すると、結果として、出発材料の本質的特性を保持することのできる基質を得ることとなる。これは、ひいては、ほとんどの場合、インプラントのために任意の追加製造プロセスを通じて保持される比較的高い径方向強度を有する基質をもたらす。さらに、ポリマー基質の浸漬塗布により、多層を有する基質の作成も可能となる。多層は、同一又は同様の材料から形成されてもよく、或いは、以下にさらに詳述の通り、１つ以上の血管治療薬等、任意の数の追加の薬剤を含むよう変化させてもよい。さらに、基質に対する多層の利用可変性により、出発材料の劣化を最小限に留めてポリマーの固有分子量及び機械的強度を高レベルに維持しつつ、層間の劣化速度を変化させるなど、個々の層間で他のパラメータ、条件、又は範囲を制御させてもよい。
【００２４】
鋳造又は浸漬塗布プロセスを介して出発材料の分子量及び機械的強度を保持するので、動脈疾患の治療に対して非常に望ましい、薄い壁厚を備えたステント等のデバイスの製造ができるポリマー基質が形成されてもよい。さらに、これらのプロセスにより、壁厚、同心性、直径等に対して精密な幾何学公差を有する構造を作成してもよい。
【００２５】
特に、例えば、ポリマー基質から形成されたポリマーステントで通常問題となる１つの機械的特性として、患者の体内の応力下に置かれた時のデバイスの脆性破断による欠陥が挙げられる。ポリマーステントは、通常、上述の通り、特に、膨張バルーン又は拘束シースからポリマーステントの送達及び展開を行う間、脆性欠陥を介してというよりむしろ、荷重を加えられて延性欠陥を示すことが望ましい。延性率（％）は、通常、破断時に材料によって持ちこたえられた塑性変形の程度を示す尺度である。破断に際して塑性変形をほとんど経験しなかった、又は全く経験しなかった材料は脆性を示す。
【００２６】
ポリマーの分子量は、通常、ポリマーの機械的挙動を決める際の因子の１つである。ポリマーの分子量が増えると、通常、脆性から延性欠陥へと移行する。応力−歪プロット１０に一例を示しており、分子量の増加に起因する異なる機械的挙動を示している。ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）２．４のサンプルの応力−歪曲線１２は、脆性欠陥を示す高い引張応力で、比較的低い引張歪のパーセンテージを有する欠陥点１８を示す。ＰＬＬＡ４．３のサンプルは、ＰＬＬＡ２．４より比較的高い分子量を有しており、下降し始めた後の可塑性欠陥２０の領域と、延性程度を示す引張歪のパーセンテージが比較的高い時に比較的低い引張応力を有する欠陥点２２とを有する応力−歪曲線１４を示している。下降は、材料が応力−歪曲線の直線性から最初に離れて、弾性−可塑性の移行を経験する時に生じる。
【００２７】
ＰＬＬＡ８．４のサンプルは、ＰＬＬＡ４．３よりさらに高い分子量を有し、下降が始まった後により長い領域で可塑性欠陥２４を有する応力−歪曲線１６を示す。欠陥点２６はまた、延性の程度を示す引張歪のパーセンテージが比較的高い時、比較的低い引張応力値を有する。従って、比較的高い分子量を有するポリマー（例えば、ＰＬＬＡ８．４、８．２８ＩＶを伴うＰＬＬＡ等）を利用して、比較的高い延性度を示す高強度管状材料が製造されてもよい。このような管状材料は、本明細書に記載の鋳造又は浸漬塗布プロセスに関連付けられた応力−歪曲線を示す、ステント等のインプラント可能なデバイスを形成するための任意の数の加工プロセスを介して加工されてもよい。結果として得られるデバイスは、破断を生じることなく、比較的高レベルの歪を受けることができる。
【００２８】
ポリマー基質の鋳造又は浸漬塗布に利用されてもよい心棒の一例を図２Ａの側面図に示す。通常、浸漬塗布アセンブリ３０は、本明細書の記載によるポリマー基質の製造をサポートする任意の構造であってもよい。基部３２は、駆動支柱３６及びブラケットアーム３８を収容する支柱３４を支持してもよい。モータ４２は、支柱３４に垂直に沿った駆動支柱３６が結果的にブラケットアーム３８を移動させるように促してもよい。心棒４０は、心棒４０が直線動作５２を介して浸漬されるポリマー溶液４６（例えば、ＰＬＬＡ、ＰＬＡ、ＰＬＧＡ等）が充填されてもよい容器４４の上方において、ブラケットアーム３８に取り付けられてもよい。適切な溶液が心棒４０の下方に配置されてもよいように、１つ以上のポリマーが１つ以上の対応容器４４内の適合性溶媒に溶解されてもよい。以下に詳述の通り、任意のモータ４８が、ブラケットアーム３８に沿って、又はアセンブリ３０に沿った他の箇所に搭載され、心棒４０と心棒４０に沿って形成された基質５０とに任意の回転動作５４を付与し、浸漬塗布プロセス中、基質５０の円周方向の強度を向上してもよい。
【００２９】
各堆積で心棒４０及び／又は基質５０に沿ってポリマー材料が均一な厚さに形成されることを促進するために、容器４４内に保持された液面が完全に静置されることを保証するように、アセンブリ３０は、振動減衰テーブル又は振動絶縁テーブルの上で分離されてもよい。アセンブリ３０全体、又は心棒４０等、アセンブリの一部とポリマー溶液は、浸漬塗布された基質の層間の結合を十分なものにするように、例えば、３０％ＲＨ未満等、相対湿度（ＲＨ）レベルを非常に低く保ち、例えば容器４４内の溶媒の沸点より少なくとも２０℃低い温度等、適切な浸漬温度を維持しつつ、窒素ガス環境等の不活性環境に配置されてもよい。複数の心棒はまた、ブラケットアーム３８に沿って、又は支柱３４に直接搭載されてもよい。
【００３０】
種々の乾燥方法が利用されてもよく、例えば、高い湿度レベルと高温では加水分解を引き起こし得て、これが乾燥中、基質の結晶度レベル及び機械的特性に影響するため、通常、制御された環境において、例えば、対流、赤外線、又はその他の従来の乾燥技術を用いることが望ましい。例えば、ＰＬＡ８．４の基質は、例えば、２０％〜４０％の間、より具体的には２７％〜３５％の間の結晶度レベルのパーセンテージを有し、これは通常、引張試験で良好な延性を示す。基質が６０％（これは、通常、樹脂の結晶度）に近い結晶度を有している場合、その基質は、通常、脆性欠陥を示す。
【００３１】
対流乾燥は、通常、例えば、１００ｐｐｍ未満の残渣溶媒レベルに対する基質を均一に加熱及び乾燥させるのに採用されてもよく、真空乾燥及び／又は赤外線乾燥は、使用されるポリマーの種別に応じて、１０日又は４０日までの通常乾燥時間を短縮又は低減するために採用することができる。赤外線乾燥は、感熱性薬剤を含有してもよい内層の乾燥温度より高い温度で、表層の乾燥を実施するために採用することができる。この場合、内層内の薬剤は、マトリックス内で劣化するのを防止又は阻止される。さらに、異なるガラス転移温度の異なるポリマーが使用される場合、赤外線乾燥は内層が熱劣化するのを防止又は阻止してもよいが、このような組み合わせの基質に対流乾燥は望ましくないこともある。通常、乾燥温度は、ガラス転移温度より５℃〜１０℃低いか、又は高い温度で実施されてもよい。
【００３２】
心棒４０は、適切なサイズを有してもよく、基質５０に所望の形状及びサイズを付与するような横断面形状を規定する。所望に応じた形状が利用されてもよいが、心棒４０は、通常、円形の断面形状を有してもよい。一例において、心棒４０は、１ｍｍ〜２０ｍｍの範囲の直径を有する円形状を規定し、対応する内径を有するポリマー基質を形成してもよい。さらに、心棒４０は、通常、例えば、ステンレス鋼、銅、アルミニウム、銀、真鍮、ニッケル、チタン等、浸漬塗布プロセスに耐えるのに好適な種々の材料から作成されてもよい。ポリマー溶液に浸漬される心棒４０の長さは、任意で、例えば、５０ｃｍに制限され、塗布プロセス中、重力の効果を限定するように、ポリマーの均一な被覆が心棒４０の浸漬長さに沿って形成されるようにしてもよい。心棒４０は、また、滑らかで強く、良好な寸法安定性を有し、例えば、フルオロポリマー、ポリアセタール、ポリエステル、ポリアミド、ポリアクリレート等、浸漬塗布に利用されるポリマー溶液に対して化学的耐性を有するポリマー材料から作成されてもよい。
【００３３】
心棒４０は、代わりに、形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）又は形状記憶合金等、形状記憶材料から作成されてもよく、浸漬中、心棒４０における均一管形態の一時的形状を誘発することにより、心棒４０からの基質５０の取り外しを補助してもよい。追加及び／又は代替として、ＳＭＰの層を基質５０の浸漬塗布の層として利用してもよい。乾燥後、基質５０及び心棒４０は、５℃〜１０℃の温度変化Ｔ＞Ｔｇに晒され、心棒４０において５％未満の小さな変形を誘発し、基質５０の取り外しを補助し、且つ／又は、ＳＭＰ層の離層を行い、基質５０の取り外しをさらに補助してもよい。心棒４０は、ニッケル−チタン等の種々の形状記憶合金からなってもよく、種々のＳＭＰは、例えば、物理的に架橋されたポリマー又は化学的に架橋されたポリマー等を備えてもよい。物理的に架橋されたポリマーの例には、プレポリマー法によって作成されたイオン成分又はメソゲン成分を備えたポリウレタン類が含まれてもよい。利用してもよい他のブロック共重合体には、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）とポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）のブロック共重合体、ポリスチレンとポリ（１，４−ブタジエン）を含有するブロック共重合体、ポリ（２−メチル−２−オキサゾリン）とポリ（テトラヒドロフラン）とから作成されるＡＢＡトリブロック共重合体等が含まれてもよい。
【００３４】
さらに、心棒４０は、ポリマー溶液が上部に形成されるように平滑な面を有して作成されてもよい。他の変形例において、心棒４０は、ポリテトラフルオロエチレン等の材料で被覆された面を規定し、上部に形成されたポリマー基質の取り外しを向上してもよい。さらに他の変形例において、心棒４０は、浸漬塗布プロセス中、その表面の上方、例えば、その長さ全体又はその表面の一部のみの上方にて、浸漬塗布した基質管の被覆の第１層の内面に成形転移可能な任意の数のパターンを規定するように構成されてもよい。このパターンは、凸部又は凹部を形成し、患者にデバイスをインプラントした後、例えば、インプラント後の３〜９か月以内に、周辺組織との内皮細胞増殖を向上させるような、格子縞、クロスハッチ、クレータ等、種々のパターンを形成してもよい。
【００３５】
心棒４０がポリマー溶液４６内に浸漬される方向も、基質５０の層間で変更又は変化させてもよい。例えば、１ｃｍ〜４０ｃｍ以上の範囲の長さを有する基質の形成に際して、基質５０は、浸漬プロセスを継続する前に、心棒４０から取り外され、反対方向で心棒４０上に再配置される。或いは、心棒４０は、浸漬プロセス中又は浸漬プロセスに先立ち、ブラケットアーム３８及び／又はポリマー溶液４６に対して角度を付けられてもよい。
【００３６】
これは、浸漬ごとに形成された基質５０の長さ全体に亘って、均一な壁厚を得るため、図２Ｂ及び図２Ｃに示される通り、浸漬アセンブリを利用することにより、さらに他の変形例で達成されてもよい。例えば、１〜３の被覆が第１浸漬方向に形成された後、初期層の上に形成された追加層が、第１浸漬方向と反対の第２方向に心棒４０を浸漬し、例えば、心棒４０に第１浸漬方向から１８０°までのいずれかの角度を付けることにより形成されてもよい。これは、一例において、図示の通り、心棒４０をブラケットアーム３８に接続する１つ以上の枢動連結部５６及び５８の使用を通じて達成されてもよい。１つ以上の連結部５６及び５８は、図２Ｂに示す通り、基質５０の初期層を被覆するため、溶液４６に対して第１垂直位置に心棒４０を維持してもよい。連結部５６及び５８は、図２Ｃにおいて方向５９に示される通り、心棒４０をその第１垂直位置から第１垂直位置と反対の第２垂直位置に再構成するように駆動されてもよい。心棒４０の再配置が完了すると、浸漬プロセスは、心棒４０及び基質５０とともに、連結部アセンブリ全体を浸漬することによって再開されてもよい。このように、心棒４０も基質５０も取り外される必要がなくなるため、汚染のあらゆるリスクを取り除く。連結部５６及び５８は、本分野で既知の通り、任意の数の機械的又は電子機械的な枢動及び／又は回転機構を備えてもよい。
【００３７】
異なる方向で心棒４０及び基質５０を浸漬することにより、被覆層がその近位側端部から遠位側端部までを通じて均一な厚さを有することができるようにし、被覆プロセス中、重力の影響を補う一助としてもよい。これらの値は、例示を目的とするものであり、いかなる意味においても限定を意図するものでない。連結部５６及び５８上の任意の余剰浸漬塗布層は、層を壊すことによって、簡易に心棒４０から取り除かれてもよい。浸漬方向を変化させることによっても、結果として、浸漬塗布された管状基質５０の軸方向の引張強度を補強する、交互に配向されるポリマーを得てもよい。
【００３８】
浸漬塗布アセンブリ３０を用いて、心棒４０上に形成するために、１つ以上の高分子量の生体適合性及び／又は生体吸収性のポリマーが選択されてもよい。ポリマー基質の形成に利用されてもよいポリマーの例には、ポリエチレン、ポリカーボネート類、ポリアミド類、ポリエステルアミド類、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアセタール類、ポリケタール類、ポリウレタン、ポリオレフィン、又はポリエチレンテレフタレート、及び、例えば、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ（ＤＬ−ラクチド）、ポリ−グリコライド（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−コ−グリコライド）（ＰＬＧＡ）又はポリカプロラクトンを含むポリ乳酸（ＰＬＡ）、カプロラクトン類、ポリジオキサノン類、ポリ無水物、ポリオルトカーボネート類、ポリフォスファゼン類、キチン、キトサン、ポリ（アミノ酸）、及びポリオルトエステル類を含むポリラクチド（ＰＬＡ）などの分解性ポリマー、及びこれらの共重合体、ターポリマー、及びその組み合わせ及び混合物が含まれてもよいが、これに限定されるものでない。
【００３９】
好適なポリマーの他の例には、合成ポリマー、例えば、オリゴマー、ホモポリマー、及び共重合体が含まれてもよく、メチルセリレート、メチルメタクリレート、アクリル酸、メタクリル酸、アクリルアミド、ヒドロキシエチルアクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、グリセリルスクリレート、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド、及びエタクリルアミドから重合されるアクリル類、スチレン、塩化ビニル、バイナリピロリドン、ポリビニルアルコール、及びビニルアセテート等のビニル類、エチレン、プロピレン、及びテトラフルオロエチレン等で形成されるポリマーが含まれてもよい。さらなる例として、ポリカプロラクタム、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレンアジパミド、及びポリエキサメチレンドデカンジアミド等のナイロン類、さらにポリウレタン類、ポリカーボネート類、ポリアミド類、ポリスルホン類、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリジメチルシロキサン類、及びポリエーテルケトン類が含まれてもよい。
【００４０】
浸漬塗布プロセスに使用可能な生体分解性ポリマーの例として、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリグリコライド（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−コ−グリコライド）（ＰＬＧＡ）、ポリ（ｅ−カプロラクトン）、ポリジオキサノン、ポリ無水物、トリメチレンカーボネート、ポリ（β−ヒドロキシブチレート）、ポリ（ｇ−エチルグルタメート）、ポリ（ＤＴＨイミノカーボネート）、ポリ（ビスフェノールＡイミノカーボネート）、ポリ（オルトエステル）、ポリシアノアクリレート、及びポリフォスファゼン、これらの共重合体、ターポリマー、並びにその組み合わせ及び混合物が含まれる。変性多糖類（セルロース、キチン、キトサン、デキストラン）又は変性タンパク質（フィブリン、カゼイン）等、天然物由来の生体分解性ポリマーも多数存在する。
【００４１】
好適なポリマーの他の例には、合成ポリマー、例えば、オリゴマー、ホモポリマー、及び共重合体が含まれてもよく、メチルセリレート、メチルメタクリレート、アクリル酸、メタクリル酸、アクリルアミド、ヒドロキシエチルアクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、グリセリルスクリレート、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド、及びエタクリルアミドから重合されるアクリル類、スチレン、塩化ビニル、バイナリピロリドン、ポリビニルアルコール、及びビニルアセテート等のビニル類、エチレン、プロピレン、及びテトラフルオロエチレン等で形成されるポリマーが含まれてもよい。さらなる例として、ポリカプロラクタム、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレンアジパミド、及びポリエキサメチレンドデカンジアミド等のナイロン類、さらにポリウレタン類、ポリカーボネート類、ポリアミド類、ポリスルホン類、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリアセタール類、ポリケタール類、ポリジメチルシロキサン類、及びポリエーテルケトン類が含まれてもよい。
【００４２】
基質の形成に利用されてもよいポリマーのこれらの例は、限定を意図するものでも、これらがすべての例であることを意図するものでもなく、使用されてもよい潜在的なポリマーの例示を意図するものである。基質は互いに重ね合わされた１つ以上の層を有して形成されてもよいので、基質は、基質の所望の構造及び特性に応じて、第１ポリマーの第１層、第２ポリマーの第２層等を有して形成されてもよい。従って、心棒４０が適切なポリマー溶液に連続的に浸漬されてもよいように、基質上に形成される所望の層に応じて、浸漬塗布動作間に種々の溶液及び容器が心棒４０の下方で交換されてもよい。
【００４３】
形成された基質の所望の壁厚に応じて、心棒４０は、心棒４０が浸入する回数、溶液中での各浸入持続時間、及び各浸入間の遅延時間、若しくは浸漬間の乾燥又は硬化時間によって決められるように、適切な溶液に浸漬されてもよい。さらに、ポリマー溶液からの心棒４０の浸漬及び／又は引き抜き速度等のパラメータも、例えば、５ｍｍ／分〜１，０００ｍｍ／分の範囲に制御されてもよい。浸漬塗布プロセスを介した形成により、結果として、押出ポリマー構造に比較して、基質の強度を高レベルに保持しつつ、壁厚が半分のポリマー基質を得てもよい。例えば、２００μｍの壁厚を有する基質を形成し、ポリ乳酸の層を複数構築するには、心棒４０は、例えば、１５秒（以下）〜２４０分（以上）の範囲の浸入時間で、ポリマー溶液に、例えば２〜２０回以上、浸漬されてもよい。さらに、基質及び心棒４０は、各浸入間で、例えば、１５秒（以下）から６０分（以上）の範囲の期間、任意で乾燥または硬化されてもよい。これらの値は、例示を意図するものであり、いかなる意味においても限定を意図するものでない。
【００４４】
分子量が比較的高い材料を利用することとは別に、材料の延性をさらに増す際に考慮されてもよい他のパラメータに、その結晶度があり、これはポリマーにおける構造的秩序の度合いを言及するものである。このようなポリマーは、結晶領域及び非結晶領域の混合を含んでもよく、ポリマー中の結晶領域のパーセンテージを減らすことにより、材料の延性をさらに増加させてもよい。比較的高い分子量を有するだけでなく、比較的低い結晶パーセンテージをも有するポリマー材料は、所望の管状基質を形成するため、本明細書に記載のプロセスに利用されてもよい。
【００４５】
以下の表１は、種々のポリマー材料（例えば、ＰＬＬＡ  ＩＶ８．２８及びＰＤＬＬＡ９６／４）の例を示しており、各結晶度パーセンテージとの比較において材料の分子量を示している。ガラス転移温度Ｔｇ及び溶融温度Ｔｍも同様に示されている。ＰＬＬＡ  ＩＶ８．２８の例は、１．７０×１０６グラム／モルの同一の分子量Ｍｗを有する原料樹脂及び管状形態で示されている。しかしながら、ＰＬＬＡ  ＩＶ８．２８樹脂の結晶度パーセンテージは、６１．９０％であり、対応する管状形態では３８．４０％である。ＰＤＬＬＡ９６／４でも同様に、樹脂形態及び管状形態は、各々、９．８０×１０５グラム／モルの分子量Ｍｗを有するものの、結晶度パーセンテージは、各々、４６．２０％と２０．９０％である。
【００４６】
【表１】
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【００４７】
本明細書に記載の方法を通じて樹脂が浸漬塗布され、管状基質を形成する際、乾燥手順及び処理が、出発材料から、且つ、基質及びステントの形成に対する処理を通じて、ポリマーの分子量を比較的高く維持するよう助ける。さらに、乾燥プロセスが特に、上述の通り、所望の結晶度パーセンテージの形成を促進してもよい。さらに、基質の強度を規定する分子量及び結晶度パーセンテージは、各層内で、且つ構造全体を通じて均一であるため、本来的に等方性の基質を作成する。
【００４８】
結果として得られる基質と、基質から形成されるステントとは、通常、すべての方向で均等な強度を示す。例えば、結果として得られるステントは、ステントの軸方向強度又は接線強度と等しい径方向強度を示してもよい。この特徴により、基質及びステントは、任意の数の角度において周辺組織から付与される負荷に対応できるようにしてもよい。これは、特に、浅大腿動脈（ＳＦＡ）等の末梢血管において望ましいかもしれず、ここではインプラントされたステントが、複雑且つ多軸の荷重条件に耐えられる必要がある。管状ポリマー構造における強度は、通常、方向性を有し、ステントの場合には通常、径方向強度が軸方向及び接線方向のいずれかの相対強度より高い。従って、出発ポリマーの分子量を維持することにより、すべての方向に均等な強度を有するステントが結果として得られる一助になる。
【００４９】
等方性は、射出成形、押出、及びブロー成形等のプロセスで得ることができない。射出成形及び押出プロセスは、軸方向強度を誘発し、ブロー成形プロセスは、周方向性を誘発する。結果として、これらのプロセスを使用して製造されたステントは、配向軸に対する特定の選択的強度を有する。多くのステントデザインにおいて、等方性材料特性は、材料の変形を予期することがより可能であり、このような基質から作成された人工器官は、荷重条件下において、応力の分布がより均一であってもよいため、好都合である。
【００５０】
材料の結晶度とは別に、浸入回数及び乾燥回数が、各浸入間で均一であってもよく、或いは、結果として得られる基質の所望の特性によって決定されるよう変化してもよい。さらに、基質は、各浸入間、又は最後の浸入後、オーブン内に配置されるか、又は周辺温度にて乾燥させることより、例えば、２０％〜４０％の所定の結晶レベルと、例えば、６０％〜８０％の非結晶ポリマー構造レベルとを得られるようにしてもよい。浸漬塗布プロセス中、互いに重ね合わされた各層は、互いに強固に接着され、各ポリマーの機械的特性は、利用されたポリマーの分子量に何の制限も伴うことなく、各層において保持される。浸漬プロセスによっても、オペレータに、結果として得られる人工器官用の基部となる管状構造の分子量及び結晶度を制御させうる。結果として得られた人工器官は、選択される分子量及び結晶度の組み合わせに応じて、高い径方向強度（例えば、２０％の圧縮で１ｃｍの長さにつき１０Ｎ）を供することができ、破断することなく相当量の歪（例えば、１５０％の歪）に耐え、生理的な条件下で高い疲労寿命（例えば、径方向パルス負荷の下、１，０００万サイクル）を示すことができてもよい。
【００５１】
材料の乾燥条件を変えることにより、所望の材料のパラメータに影響するよう、制御されてもよい。ポリマーは、各ポリマーのガラス転移温度で、又はガラス転移温度以上（例えば、ガラス転移温度Ｔｇより１０℃〜２０℃上）で乾燥させ、ポリマーからいかなる残渣溶媒も効果的に取り除くことにより、１００ｐｐｍ未満、例えば、２０〜１００ｐｐｍの残渣レベルを得られるようにしてもよい。乾燥の際のポリマー基質の配置は、管状形状等、影響を与えるパラメータとして制御されてもよい他の因子である。例えば、ポリマー基質は、管の同心性が維持されるように、基質管が基底に対して直角位置に保持されるように、ポリマー基質が乾燥位置に維持されてもよい。基質管は、例えば、１０日〜３０日以上の範囲のいずれかの期間、上述の通り、ガラス転移温度以上でオーブン内で乾燥してもよい。しかしながら、例えば、４０日を上回る期間、延長乾燥することにより、結果として、ポリマー材料の熱劣化を生じることもある。
【００５２】
追加及び／又は任意で、基質の乾燥中、ポリマーに形状記憶効果を誘発してもよい。例えば、形状記憶効果がポリマー管に誘発され、浸漬塗布プロセス中に形成された直径で、管状形状を設定されてもよい。この例として、５ｍｍの外径で本明細書に記載の浸漬塗布を行い、基質をそのガラス転移温度Ｔｇを超える温度に晒すことにより、ポリマー管を形成することがある。その上昇温度にて、基質は、例えば、５ｃｍ〜７ｃｍの長さに伸長され、５ｍｍの外径が３ｍｍに縮小される。もちろん、これらの例は単に例示であり、最初の直径は、通常、例えば、３ｍｍ〜１０ｍｍのいずれかの範囲であり、縮小された直径が最初の直径より短い場合、縮小された直径は、通常、例えば、１．５ｍｍ〜５ｍｍのいずれかの範囲であってもよい。
【００５３】
一旦直径が伸縮されると、基質は、サブＴｇレベル、例えば、そのＴｇを約２０℃下回る温度に急冷又は冷却され、ポリマー基質がそのガラス状態に戻るよう転移するようにしてもよい。これは、基質の当初の直径への自発拡張の形状記憶効果を効果的に付与する。このような管（又は、管状基質から形成されたステント）がより小さな直径又は大きな直径に圧縮又は拡張され、その後、上昇温度に晒された時、時間とともに管（又はステント）がその当初の５ｍｍの直径に復帰してもよい。この後処理も、基質管が、通常、そのガラス転移温度Ｔｇに加熱されるレーザ切断（例えば、患者にインプラントされるステント又はその他のデバイスを形成する時）のようなプロセス後、基質の自発拡張を可能にするのに有用であってもよい。
【００５４】
複数の層を有する基質の一例を図３Ａ及び図３Ｂに示すが、これは、心棒４０に沿って形成された多層ポリマー基質の一部と結果として得られる基質の一例の部分横断面図を示している。基質５０は、第１ポリマー、例えば、ポリ（ｌ−ラクチド）で形成された第１層６０を有するように、心棒４０に沿って形成されてもよい。第１層６０の形成後、例えば、ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−グリコライド）等のポリマーで任意の第２層６２が第１層６０上に形成されてもよい。例えば、ポリ（ｄ，ｌ−ラクチド−コ−グリコライド）等のポリマーのさらに他の任意の第３層６４が、第２層６２上に形成され、ステント等の任意の数のデバイスを形成するようにさらに加工されてもよい管腔６６を規定する、結果として得られる基質を形成してもよい。層のうちの１つ以上が、特定の割合で分解し、若しくは、任意の数の薬剤又は製剤を溶出するように形成されてもよい。
【００５５】
この例が図３Ｃの端面断面図に示されているが、これは、上述の通り、互いの上に形成された３つの層６０、６２、６４を有する一例としての基質を示している。この例において、第１層６０はＭｎ１の分子量を有してもよく、第２層６２はＭｎ２の分子量を有してもよく、第３層６４は、Ｍｎ３の分子量を有してもよい。管から製造されたステントは、相対分子量がＭｎ１＞Ｍｎ２＞Ｍｎ３となるように形成され、患者の体内で展開された時、内側の第１層６０から始まって徐々に中間の第２層６２に向かって分解し、最終的に外側の第３層６４まで分解する、管の厚さを通じた層ごとの選択的分解を達成してもよい。或いは、ステントは、相対分子量がＭｎ１＜Ｍｎ２＜Ｍｎ３となるように製造され、外側の第３層６４で開始し、内側の第１層６０に向かって分解する、層ごとの分解を達成してもよい。本例は、例示のみを意図するものであり、他の例では、３層より少ない層、又は多い層が利用されてもよい。さらに、他の例において、所望する場合は、各層の分子量が変更され、異なる層に沿って分解速度を変化させてもよい。
【００５６】
例えば、異なる層の分子量は、例えば、第１の外側層（最小分子量Ｍｎ１を備える）が特定レベルまで分解されると、大量のオリゴマー又はモノマーが形成され、層に拡散されたこれらの低分子量分解物により、層の分解速度を加速するように調整され得る。この外側層の組成を形成するために異なるポリマーを選択することにより、他の層のこの加速分解のトリガに必要となる時間を調整してもよい。例えば、層のうちのいずれか（外側層又は内側層等）が５０％ＰＬＡ／５０％ＰＧＡの共重合体であってもよいが、ＰＧＡの分解速度はＰＬＡの分解速度よりも比較的速い。従って、この共重合体で形成された層は、ＰＬＡよりも比較的速いＰＧＡ分解を有してもよく、ひいては、ＰＬＡ自体の分解を加速する。代替又は追加として、外側層等の単一の層がこのような共重合体から作成されてもよく、外側層におけるＰＧＡの分解は、外側層のみならず内側層をも加速してもよい。所望の分解速度と異なる層間の分解順に応じて、他の変形例も達成されてよい。
【００５７】
さらに、層のうちの１つ以上は、結果として得られる基質５０の複合的な機械的特性が特別に調節又は設計されてもよいように、基質５０に特定の機械的特性を付与すべく形成されてもよい。さらに、本例では３つの層が示されているが、基質５０の所望の機械的特性に応じて、任意の数の層が利用されてもよい。
【００５８】
さらに、ポリマー基質の形成に際して、複数の層が互いに重ね合わされてもよいため、特定の層が、基質中の特定の機能のために指定されてもよい。例えば、ポリマーステントを製造するために使用される基質において、１つ以上の層は、耐荷重層として設計されてステントに構造的一体性を付与してもよく、一方で、特定の他の層は、薬物投入又は溶出に割り当てられてもよい。構造的支持に指定されたこれらの層は、例えば、ＰＬＬＡ又は本明細書に記載の他の任意の好適なポリマー等、高分子量ポリマーで形成されてもよく、特定の薬剤はポリマーの機械的特性に悪影響を与えることもあるため、任意の薬剤を省略することによって高度の強度を提供してもよい。薬剤投入に指定されたこれらの層は、構造的な層の内部、上、又は間に配置されてもよい。
【００５９】
層特定基質の例として、血栓の形成等、血液の人工器官の内層との相互作用のリスクを減らすために使用可能な１つ以上の生体有益層を組み込むことが含まれてもよい。生体有益材料の代表例として、ポリ（エチレングリコール）、コポリ（エーテル−エステル類）（例えば、ＰＥＯ／ＰＬＡ）等のポリエーテル類、ポリ（エチレンオキサイド）、ポリ（プロピレンオキサイド）、ポリ（エーテルエステル）、ポリアルキレンオキサレート類、ポリフォスファゼン類、フォスフォリルコリン、コリン、ポリ（アスピリン）等のポリアルキレンオキサイド、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）、ヒドロキシプロピルメタクリレート（ＨＰＭＡ）、ヒドロキシプロピルメタクリルアミド、ポリ（エチレングリコール）アクリレート（ＰＥＧＡ）、ＰＥＧメタクリレート、２−メタクリロイルオキシエチルフォスフォリルコリン（ＭＰＣ）、及びｎ−ビニルピロリドン（ＶＰ）等の水酸基含有モノマーのポリマー及び共重合体、メタクリル酸（ＭＡ）、アクリル酸（ＡＡ）、アルコキシメタクリレート、アルコキシアクリレート、及び３−トリメチルシリルプロピルメタクリレート（ＴＭＳＰＭＡ）、ポリ（スチレン−イソプレン−スチレン）−ＰＥＧ（ＳＩＳ−ＰＥＧ）、ポリスチレン−ＰＥＧ、ポリイソブチレン−ＰＥＧ、ポリカプロラクトン−ＰＥＧ（ＰＣＬ−ＰＥＧ）、ＰＬＡ−ＰＥＧ、ポリ（メチルメタクリレート）−ＰＥＧ（ＰＭＭＡ−ＰＥＧ）、ポリジメチルシロキサン−コ−ＰＥＧ（ＰＤＭＳ−ＰＥＧ）、ポリ（フッ化ビニリデン）−ＰＥＧ（ＰＶＤＦ−ＰＥＧ）、ＰＬＵＲＯＮＩＣ（登録商標）界面活性剤（ポリプロピレンオキサイド−コ−ポリエチレングリコール）、ポリ（テトラメチレングリコール）、ヒドロキシ官能ポリ（ビニルピロリドン）等のカルボン酸含有モノマー、フィブリン、フィブリノゲン、セルロース、でんぷん、コラーゲン、デキストラン、デキストリン、ヒアルロン酸等の分子、ヒアルロン酸、ヘパリンのフラグメント及び誘導体、ヘパリン、グリコサミノグリカン（ＧＡＧ）のフラグメント及び誘導体、ＧＡＧ誘導体、多糖、エラスチン、キトサン、アルギン酸塩、シリコーン類、ポリアクティブ、及びそれらの組み合わせが含まれるが、これらに限定されるものでない。いくつかの実施形態において、本明細書に記載のコーティングは、上述のポリマーのいずれかを除外することができる。ポリアクティブという用語は、可撓性のポリ（エチレングリコール）ブロック及びポリ（ブチレンテレフタレート）ブロック（ＰＥＧＴ／ＰＢＴ）を有するブロックコポリマーを指す。ポリアクティブは、ＰＥＧ及びＰＢＴのようなセグメントを有するＡＢ、ＡＢＡ、ＢＡＢコポリマーを含むことが意図されている（例えば、ポリ（エチレングリコール）−ブロック−ポリ（ブチレンテレフタレート）−ブロックポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ−ＰＢＴ−ＰＥＧ））。
【００６０】
他の変形例において、生体有益材料は、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）又はポリアルキレンオキサイド等のポリエーテルとすることができる。内皮細胞を引きつけるのに使用可能な生体有益ポリマーは、この第１層として被覆することもできる。ＮＯ生成ポリマー等、これらのポリマーは、以下のストラテジーを使用して合成されてもよい。（１）低分子量化合物中、ジアゼニウムジオレート基がアミン類に付加した非共有結合性の小さな分子を分散する。（２）ジアゼニウムジオレート基を、ペンダントポリマー側鎖に共有結合させる。（３）ジアゼニウムジオレート基をポリマー骨格に直接共有結合させる。このようなポリマーは、ポリ（エチレングリコール）（ＰＥＧ）及びポリカプロラクトンの双方にブレンドされた非共有結合種としてジエチルアミン（ＤＥＡ／Ｎ２Ｏ２）及びジアゼニウムジオレートスペルミン（ＳＰＥＲ／Ｎ２Ｏ２）を使用し、多糖にジプロピレントリアミンをグラフトさせ、ＮＯでポリエチレンイミン（ＰＥＩ）を処理することにより、ポリマー骨格に直接共有結合されたジアゼニウムジオレートＮＯドナーを形成し、４）ＮＯリリース性ポリマーの開発に利用されてきたＮＯドナーは、Ｓ−ニトロソチオール（ＲＳＮＯｓ）である（ＦｒｏｓｔらによるＢｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ、２００５年、２６（１４）、１６８５頁）。
【００６１】
さらに他の例において、比較的高い分子量のＰＬＬＡ「骨格」層、すなわち、人工器官に構造的強度を提供する層は、ポリ−ε−カプロラクトン（ＰＣＬ）又はＰＣＬの共重合体等、他の種のポリマー材料の１つ以上の種々の層と結合されてもよい。骨格層が強度を提供し、一方でＰＣＬ層が人工器官に全体的延性を提供してもよい。層の組み合わせにより、高い強度と延性との双方を有する構造を提供する。勿論、結果として得られる所望の性質に応じて、種々の材料の他の組み合わせが行われてもよい。例えば、他の例として、ＰＣＬ又は比較的高い摩擦係数を有するその他のエラストマーポリマーで作られた内層を有する人工器官が含まれてもよい。人工器官が最終的に血管内送達バルーン上に押し付けられると、この比較的摩擦の高い内層が膨張バルーンに対して人工器官の横方向の動きを防止又は阻止し、送達デバイス上でのステント留置を改善してもよい。
【００６２】
さらに、異なる薬剤の複数の層を種々の層内に投入してもよい。複数の層からの薬剤リリースの方法及び速度は、部分的に、基質材料の分解速度に応じて決めてもよい。例えば、比較的早く分解するポリマーは、各連続層が分解して次の下地層を露出するため、それらの薬剤を層ごとにリリースしてもよい。他の変形例において、薬剤リリースは、通常、拡散及び分解の組み合わせを介して複数のマトリクスから生じてもよい。一例においては、第１層は、例えば、インプラント後の最初の３０〜４０日の間に第１薬剤を溶出してもよい。第１層が一旦使い果たされるか、又は分解されると、所望に応じて、第２薬剤を有する第２下地層が次の３０〜４０日間でこの薬剤をリリースしてもよい。図３Ｂの例において、基質５０から製造したステント（又はその他のインプラント可能なデバイス）については、層６４がリリース用の第１薬剤を含有し、層６２が、層６４を使い果たした後、又は分解された後にリリースするための第２薬剤を含有してもよい。下地層６０は、いかなる薬剤も省略し、全体の構造に対して障害の無い構造的支持を提供してもよい。
【００６３】
他の例において、各連続層にその各々の薬剤を溶出させる代わりに、各層６２、６４（任意で層６０も）がその各々の薬剤を同時に、又は拡散及び分解の組み合わせを介して異なる速度で溶出してもよい。本例では３つの層が例示されているが、任意の数の層が、送達される薬剤について実行可能ないかなる組み合わせで利用されてもよい。さらに、各層からの各薬剤のリリース動態は、薬剤含有層の処方を変えることで様々に変更されてもよい。
【００６４】
基質５０の特定の層内に投入されてもよい薬剤又は製剤の例として、１つ以上の抗増殖剤、抗腫瘍薬、抗原性薬剤、抗炎症剤、及び／又は抗再狭窄剤が含まれてもよい。治療薬には、抗脂肪剤、抗有糸分裂薬、メタロプロテイナーゼ阻害薬、皮膚硬化防止剤も含まれてよい。治療薬には、種々の治療オプションのためのペプチド類、酵素類、放射性同位体、又は製剤が含まれてもよい。この薬剤又は製剤の一覧は、例示として示されたものであり、限定を意図するものでない。
【００６５】
同様に、他の特定の層には、白金、金等の放射線不透過性物質が投入されることにより、Ｘ線透視造影等の造影撮画手段の下でステントの可視性を有効にしてもよい。タングステン、白金、金等の放射線不透過性物質は、ポリマー溶液と混合され、放射線不透過性物質が基質上に薄いサブミクロンの厚さの層を形成するように、基質上に浸漬塗布されることができる。従って、放射線不透過性物質は、分解の最終段階で分解する層内、又は、構造層内に埋め込まれることにより、完全に分解するか、又は、その機械的強度を喪失する前のインプラントされたデバイスの寿命を通して、蛍光透視法等の造影撮画手段の下でステントの可視性を促進してもよい。放射線不透過性マーカー層はまた、基質５０の一方又は双方の端部において、例えば各端部から０．５ｍｍまで浸漬塗布されることもできる。さらに放射線不透過性物質はまた、任意の形態の放射線不透過性物質が基質５０の長さの任意の部分に沿って形成される時、心棒４０を回転することにより、径方向においてその近位側端部と遠位側端部との間の基質５０の一部に沿ってスプレー塗布又は鋳造されることもできる。放射線不透過性マーカーを有するポリマーのリングもまた、基質５０の構造の一部として形成されることができる。
【００６６】
延性及び機械的特性の保持の実験例において、Ｉｖ８．４（高分子量）を備えたＰＬＬＡを取得し、本明細書に記載の浸漬塗布プロセスを利用して管状基質を製造した。サンプルは、５ｍｍの直径と２００μｍの壁厚を有するように形成され、ＰＬＬＡ８．４の６層から構成された。心棒はポリマー溶液内に６回浸入され、基質がオーブン内で乾燥又は硬化され、６０％の結晶構造を得た。管状基質のうちの少なくとも２つのサンプルに対して引張試験を実施し、図４Ａに示す通り、応力−歪試験から応力−歪プロット７０を生成した。
【００６７】
プロット７０に示す通り、ＰＬＬＡ８．４の第１サンプルは、可塑性欠陥７６の領域を有する応力−歪曲線７２を生成し、欠陥に先立って比較的一定の応力値で歪パーセンテージが増加し、良好な程度のサンプル延性を示した。ＰＬＬＡ８．４の第２サンプルもまた、可塑性欠陥７８の比較的大きな領域を有する応力−歪曲線７４を生成し、良好な程度のサンプル延性を示した。
【００６８】
従って、このような基質から作られたポリマーステント及びその他のインプラント可能なデバイスは、浸漬塗布されたポリマー材料から材料特性を保持してもよい。例えば、結果として得られるステントは、径方向、ねじれ方向、及び／又は軸方向において比較的高いパーセンテージの延性を有する機械的特性を示してもよい。この一例には、外部負荷の下に置かれる時、結果的に塑性変形を何ら伴うことなく、５％〜７０％のいずれかの直径縮小を経験する能力を有するステントがある。このようなステントは、２０％の変形で、１ｃｍの長さにつき、例えば、０．１Ｎ〜５Ｎの高い径方向強度も示してよい。このようなステントはまた、通常の体温に晒された時、自発拡張するよう構成されてもよい。
【００６９】
ステントはまた、本明細書に記載の通りに形成された基質、例えば、高延性且つ高強度のポリマー基質と合致する、その他の特徴的な機械的特性も示してよい。このような基質（及び、加工されたステント）は、圧縮負荷の下に置かれる時、破断形成を伴うことなく、５％〜７０％の直径縮小率を示すことや、軸方向負荷の下に置かれる時、破断形成を伴うことなく、軸方向で１０％〜５０％の縮小率を示すこと等、追加の性質も示してよい。基質又はステントは、比較的高い延性のため、破断形成又は欠陥を伴うことなく、１ｃｍの曲率半径につき１８０°まで屈曲するよう適合されてもよい。さらに、ステントは、血管内で展開される時、例えば、膨張式血管内バルーンで５％〜８０％まで拡張されて、破断形成又は欠陥を伴うことなく、直径を回復してもよい。
【００７０】
これらの値は、ポリマー管基質及び結果として得られるステントがどのように特定の機械的特性を備えたデバイスを生産するよう構成されるかを示す例示を意図するものである。さらに、所望の結果に応じて、強度、延性、分解速度等、種々の特性を調整するために、ポリマー及び／又は共重合体ブレンドを変更することにより、特定の管及びステントが患者の体内の種々の解剖学的位置における特定の要件に応じて調節されてもよい。
【００７１】
図４Ｂは、追加ポリマーによる応力−歪試験から得られた追加結果のプロット７１を示している。ＰＬＬＡ８．２８のサンプルは、本明細書に記載の方法を利用して形成し、試験され、欠陥７３’の点を有する応力−歪曲線７３を生成した。管状基質に組み込まれる放射線不透過性のためのＢａＳＯ４の追加層を備えたＰＬＬＡ８．２８の追加サンプル各々も形成し、試験を行った。ＢａＳＯ４の層を備えたＰＬＬＡ８．２８の第１サンプルは、欠陥７７’の点を有する応力−歪曲線７７を生成した。同様にＢａＳＯ４の層を備えたＰＬＬＡ８．２８の第２サンプルは、欠陥７９’の点を有する応力−歪曲線７９を生成し、僅かに高い引張応力レベルで第１サンプルに比べて大きな引張歪を示した。ＢａＳＯ４の層を備えたＰＬＬＡ８．２８の第３サンプルは、欠陥８１’の点を有する応力−歪曲線８１を生成したが、これも、第２サンプルの引張歪より大きいものの、引張応力レベルより著しく大きいものでなかった。従って、ＢａＳＯ４を含むことにより、ポリマー基質の弾性係数値を改善してもよい。ＰＬＬＡ８．２８のサンプルは、通常、材料の欠陥において１００Ｎ〜３００Ｎの負荷を生じ、欠陥において１０％〜３００％の伸長率で１，０００〜３，０００ＭＰａの間の弾性係数値を示した。
【００７２】
９６／４ＰＤＬＬＡのサンプルもまた形成して試験を行い、欠陥７５’の点を有する応力−歪曲線７５を生成したが、比較的低い割合で脆性破断の伸長特性を示した。欠陥時の結果として得られる負荷は、１，０００〜３，０００ＭＰａの弾性負荷で１００Ｎ〜３００Ｎであり、これはＰＬＬＡ８．２８のサンプルと同様であった。しかしながら、欠陥時の伸長率は１０％〜４０％であった。
【００７３】
延性と機械的特性の保持に関するさらに他の実験例において、Ｉｖ８．２８を備えたＰＬＬＡ（高分子量）を得て、本明細書に記載の浸漬塗布プロセスを利用して管状基質を製造した。これらのサンプルは、５ｍｍの直径と２００μｍの壁厚を有するように形成され、ＰＬＬＡ８．２８の８層から構成された。心棒は、ポリマー溶液中に８回浸入し、基質をオーブン内で乾燥又は硬化して２５％〜３５％の結晶構造を得た。管状基質のうちの少なくとも４つのサンプルに引張試験を実施し、図４Ｃに示す通り、応力−歪試験から応力−歪プロット９１を生成した。以下の表２は、これら４つのサンプルについて結果として得られた応力−歪パラメータを、平均結果（Ａｖｇ．）及び偏差値（Ｄｅｖ．）とともに示している。
【００７４】
【表２】
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【００７５】
ＰＬＬＡ８．２８のサンプルは、７３〜７７ＭＰａの応力負荷の下に置かれる時、欠陥時、９７％〜１２３％の伸長率を通常生じる。図４Ｃのプロットに示す通り、ＰＬＬＡ８．２８の第１サンプル（表２中のサンプル番号１）は、可塑性欠陥９３’の領域を有する応力−歪曲線９３を生成し、欠陥に先立って比較的一定の応力値で歪パーセンテージが増加し、良好な程度のサンプル延性を示した。ＰＬＬＡ８．２８の第２サンプル（表２中のサンプル番号２）もまた、可塑性欠陥９５’の比較的小さな領域を有する応力−歪曲線９５を生成し、良好な程度のサンプル延性も示した。対応する応力−歪曲線９７及び９９とそれらの対応する可塑性欠陥９７’及び９９’の領域を有する追加サンプル（表２中のサンプル番号３及び４）も示す。
【００７６】
図４Ｄは、走査電子顕微鏡で観察される、本明細書に記載のプロセスを介して複数の浸漬塗布層を備えて形成されたＰＬＬＡ８．２８基質８３の詳細端面図の一例を示している。この変形例は、基質に組み込まれたＢａＳＯ４層８５を有する。上述の通り、ＢａＳＯ４の１つ以上の層は、基質８３内に任意で組み込まれ、形成された基質の弾性係数を変化させ、放射線不透過性を提供してもよい。さらに、互いの上に重ね合わされた個々の層は、本明細書に記載の浸漬プロセス中、乾燥プロセスの結果として、融合され、複数の別個の層でなく単一の密着層として形成される。これにより、結果として、個々の層間で層間剥離が発生するのをさらに防止又は阻止する一元構造を得る。
【００７７】
図５Ａ及び図５Ｂは、引張試験システム８０による応力−歪試験を実施するサンプルのうちの１つの斜視図を示している。ポリマー基質検体８６は、上述の通り、心棒上で管状構成に形成され、試験プラットフォーム８２及び８４に固定される。引張荷重を付与する試験プラットフォーム８２及び８４により、基質検体８６は、欠陥を生じるまで引っ張られる。伸長８８の引き延ばされた領域で比較的高いパーセンテージの伸長を示しており、押出ポリマー基質と比べて比較的高い程度の弾性変形を示している。上述の浸漬塗布を介して形成されたポリマー基質は、欠陥を伴うことなく、塑性変形を介して直径を縮小されてもよいため、単一直径の基質管から異なるいくつかのステント直径を製造することができる。
【００７８】
浸漬塗布を使用して、層間の配向（例えば、浸漬による直線状配向、心棒のスピン回転による径方向配向等）を付与し、形成された基質の機械的特性をさらに向上することができる。径方向強度は、ステントデザインにとって望ましい属性であり、形成された基質の後処理が達成されることにより、このような属性が付与されてもよい。通常、ポリマーステントは、径方向強度の不足分を補償するために比較的厚い壁部を有し、これがひいては柔軟性を低下させ、ナビゲーションを妨げ、インプラント直後の動脈内腔領域を減少させてしまう。後処理はまた、通常、ポリマーステントに関連の問題である材料のクリープ及びリコイル（クリープは、応力の下、通常は昇温下で検体に生じる時間依存性の永続的変形である）を防ぐのを助けてもよい。例えば、２５９，０００ｇ／モル〜２，１２０，０００ｇ／モルの範囲の比較的高い分子量を使用し、速度、温度、及び乾燥条件等の浸漬パラメータを制御することにより、浸漬された基質は、（１）高い径方向強度、（２）延性、（３）可鍛性、及び（４）等方性という望ましい特性を有するであろう。
【００７９】
ポリマー基質の径方向強度又は周方向強度をさらに向上する際、浸漬塗布手順が完了した後（又は完了が近づいた時）に多数の追加プロセスを基質に付与してもよい。非結晶性又は部分的に非結晶性であるポリマーは、通常、ガラス転移温度（Ｔｇ）と称される特定の温度を通過して転移する際、（より高温における）順応性に富んだ弾性状態から（より低温における）脆性を有するガラス状状態への推移を経験するであろう。特定のポリマーのガラス転移温度は、側鎖のサイズ及び柔軟性と、骨格連結部の柔軟性、ポリマー骨格に組み込まれた官能基のサイズに応じて変化するであろう。Ｔｇ未満では、ポリマーはある程度の柔軟性を維持し、新たな形状に変形するであろう。しかしながら、変形時のポリマーの温度がＴｇを下回るほど、その成形に、より大きな力を要する。
【００８０】
さらに、ポリマーがガラス転移温度であるとき、その分子構造が操作され、所望の方向への配向を形成することができる。ポリマー鎖又は配向の配列を誘発することにより、材料の機械的特性及び挙動を改善する。分子配向は、通常、力を与えることで付与される一方、ポリマーは、順応性に富んだ弾性状態にある。十分な配向が誘発された後、ポリマーの温度が下げられ、配向の逆転及び散逸が防止される。
【００８１】
一例において、ポリマー基質が加熱され、その全長に沿って、又は、基質の選択された一部に沿ってその温度を、ポリマーのＴｇの温度、又はそれを上回る温度に昇温してもよい。例えば、ＰＬＬＡから製造された基質については、６０℃〜７０℃の温度に加熱されてもよい。その分子が十分結集されるように基質が一旦十分な温度に達すると、基質内から、又は基質の一部に沿って力が付与され、拡張直径を設定するのに必要な期間、その直径を第１直径Ｄ１から第２拡張直径Ｄ２に拡張してもよい。この設定期間中、力の付与により、周方向に分子配向を誘発し、ポリマー鎖の分子配向を配列し、その機械的特性を向上する。そして再形成された基質は、例えば、管を冷却環境、通常は、乾燥空気又は不活性ガスに通過させることによって、通常、Ｔｇを下回るより低い温度に冷却し、直径Ｄ２で形状を維持し、分子配向の散逸を防いでもよい。
【００８２】
基質に付与された力は、多数の異なる方法で生成されてもよい。１つの方法として、基質内に配置された拡張可能圧力管を利用することによる。他の方法として、ＮｉＴｉ合金等の超弾性又は形状記憶合金から作られた組み紐等の組み紐構造を利用することにより、サイズを拡大し、基質の内面に対して所望の程度の力を付与するものである。
【００８３】
さらに他の方法は、図６に示す通り、基質管腔内に窒素等の加圧不活性ガスの付与によって拡張力を付与することにより、基質に周方向性を与えるものである。例えば、鋳造シリンダ９４等、完成した基質は、鋳造シリンダ９４より大きな内径を有する成形管９０内に配置されてもよい。成形管９０は、ガラス、高度に研磨された金属、又はポリマーから製造されてもよい。さらに、成形管９０は、厳しい公差で製造され、鋳造シリンダ９４の高精度なサイジングを行うようにしてもよい。
【００８４】
鋳造シリンダ９４の遠位側端部又は遠位側部分は、締められる９６か、又は閉鎖されてもよく、圧力源が鋳造シリンダ９４の近位側端部９８に連結されてもよい。アセンブリ全体が、鋳造シリンダ９４の長さ又は鋳造シリンダ９４の一部のいずれかに熱１０４を付与するノズル１０２上に配置されてもよい。例えば、１０〜４００ｐｓｉに加圧された加圧不活性ガス１００が鋳造シリンダ９４内に導入され、例えば、２ｍｍであるその直径を、成形管９０の、例えば、４ｍｍである内径まで拡張してもよい。そして、鋳造シリンダ９４の直径を拡張することにより、鋳造シリンダ９４の分子配向を再配列し、その径方向強度を向上し、鋳造シリンダ９４に周方向性を付与してもよい。部分９２は、径方向拡張と周方向強度の付与とを示すため、成形管９０の内面に対する鋳造シリンダ９４の径方向拡張を強調して示している。直径が拡張された後、鋳造シリンダ９４は、上述の通り、冷却されてもよい。
【００８５】
基質が一旦形成され、そのより小さな第２直径まで縮小されると、ステントは、上述の通り、加工されてもよい。或いは、ステントは、最初の形成後、基質から加工されてもよい。そして、ステント自体が、その第２縮小直径まで縮小されてもよい。
【００８６】
いずれの場合でも、ステントがその第２縮小直径まで一旦形成されると、ステントは、患者の血管内の目標位置に送達されてもよい。送達は、血管内送達のため、例えば、膨張バルーン上に配置された第２縮小送達直径のステントによる既知の技術を血管内で利用することにより、送達が有効化されてもよい。膨張カテーテル及びステントが血管内の目標領域に隣接して一旦配置されると、ステントは、血管の内面に接触するように最初に拡張されてもよい。
【００８７】
ステントが第２送達直径より大きな第３直径で血管壁に接触するよう拡張すると、膨張バルーンは、ステントから取り外されてもよい。所定期間を超え、ステントの構造的性質が与えられると、ステントはまた、設置及び配置を確実なものにするため、血管壁に対してさらに接触するよう自発拡張してもよい。
【００８８】
通常、ＰＬＬＡ等の熱可塑性ポリマーは加熱時、軟化するため、鋳造シリンダ９４又は鋳造シリンダ９４の一部が、窒素ガス環境等、不活性環境内で加熱され、その劣化を最小化してもよい。
【００８９】
形成された基質に周方向性を誘発するため、鋳造シリンダ１１０の後処理を行う他の方法が、図７の例に見られてもよい。図示の通り、鋳造シリンダ１１０を有する心棒１１２は、ポリマーが硬化される前、浸漬塗布の直後に、水平位置に再配向されてもよい。心棒１１２は、例えば、１〜３００ｒｐｍの所定速度で、回転運動１１６によって示される通り、回転されてもよく、その間、シリンダ１１０がノズル１０２を介して加熱される。心棒１１２はまた、アセンブリ３０のモータ４８を介して任意で回転され、上述の図２に示す通り、回転動作５４が付される。心棒１１２はまた、直線方向１１４に移動され、シリンダ１１０の長さ又はその長さの一部を加熱してもよい。上述の通り、この後処理は、不活性環境で完了されてもよい。
【００９０】
他の変形例において、心棒自体は、円筒形状とは別に代替構成に製造され、その上に形成された基質に直接これらの構成を付与してもよい。一例を図８の側面図に示すが、二股の「Ｙ」字型心棒１１１が（所望に応じて、円形、楕円形、又はその他任意の断面領域を有する）長尺の一次支持部１１３からなり、２次分岐支持部１１５が一次支持部１１３から角度を有して突出する様子を示している。心棒１１１は、単一の一体片又は、基質を製造すること又は心棒１１１から形成された基質を取り外すことを補助するために組み立ておよび分解しうる数個の個別部分から製造されてもよい。回転しながら３次元浸漬を行うなどの多方向浸漬プロセスと、回転しながら３次元硬化を行うなどの多方向硬化を利用して、心棒１１１の長さを超える基質の均一な壁厚を形成及び維持し、一体型且つ均一な二股基質と、ひいては二股ステントスキャフォールドを形成してもよい。
【００９１】
他の変形例を図９の側面図に示すが、互いに対して、且つ、一次支持部１１７に対して角度を付けられた少なくとも２つの二次分岐支持部１１９及び１２１への二股に分岐する長尺一次支持部１１７を有する二股「Ｙ」字型心棒１１１’を示している。このような心棒１１１’は、単一の一体片で形成されるか、又は、基質を形成し、基質を心棒１１１’から取り外すために互いに取り付けられた個々の部分から形成されてもよい。
【００９２】
さらに他の変形例を図１０の側面図に示すが、心棒が一次支持部１２３に対して角度を付けて延びる突起１２５を備えた一次支持部１２３を有する様子が示されている。突起１２５は、支持部１２３をわずかに超えて延び、基質と、突起１２５の周りに形成された入口を有するステントスキャフォールドとを形成してもよい。このような入口を備えて形成されたステントは、主要血管から延びる側方分岐血管へのアクセスに共通して使用されてもよい。
【００９３】
代替構成を有する基質（及び、ステントスキャフォールド）を直接形成するための、図１１に示すさらに他の例において、狭い端部１２９から広い端部１３１に向かって先細りする長尺本体部を有する先細り心棒１２７を利用し、ひいては、血管の過剰伸長を防止し、いかなる損傷をも最小化するために先細りした血管に沿ってインプラントされてもよい、先細りステント人工器官を形成してもよい。先細りの長さ及び角度は、心棒１２７に沿って調整され、所望に応じて、特定の解剖構造に好適な基質を形成してもよい。さらに他の変形例には、本明細書に記載の通り、金属ステント（ステンレス鋼又はニチノールステント等）をポリマー溶液に浸漬塗布することが含まれ、この溶液には、Ｐｔ／Ｉｒ、金、又はタングステン等、１つ以上の薬剤又は放射線不透過剤を含む。ポリマーコーティングを使用して薬剤の送達又は溶出を行うことができ、コーティングを使用してステントの放射線不透過性を向上してもよく、一方で被覆されたステントはその金属構造を介して径方向の力を維持することができる。
【００９４】
上述の通り、基質及びステントの製造を行う他の方法として、図１２の側面図に示す通り、可変の壁厚を有する基質を形成することが挙げられる。この変形例において、１つ以上の直径又は表面特徴を有する心棒１３３を浸漬することが利用されてもよい。直径又は特徴のバリエーションは、１つ以上の窪み、又は、例えば、山及び谷等の特徴１３７を心棒１３３の面に沿って形成することによって作られてもよい。これらの窪み又は特徴１３７は、心棒１３３に沿って均一又は任意に配置されてもよい。従って、本明細書の方法を利用して心棒１３３上に形成されたポリマー基質１３５は、その長さにそって内面上に規定された対応特徴を有して形成されてもよい。そのため、可変の壁厚構造を有する、結果として得られるステントは、長手方向の柔軟性を向上しながら、既存の血管内ステント以上の径方向強度等、他の所望のステント品質を保持してもよい。
【００９５】
浸漬プロセスは、高温を必要としない。この動作は、通常、周辺温度を下回って、すなわち周辺温度未満で実行される。薬剤は、このような温度において、多くの薬剤を変性させやすくする熱の影響を伴うことなくポリマーマトリクスに分布することができる。薬剤はまた、不活性浸漬環境と非常に低温での真空乾燥とにより、酸化しないようにしてもよい。
【００９６】
または、上述の通り、心棒の面は、ポリマー基質の内層に穴又は隙間が（例えば、円筒形又は矩形状に）形成されるように構成されたパターンに形成されることができる。形成された穴又は隙間は、例えば、１０〜１００μｌの容量を有するように形成されてもよい。これらの構造は、リザーバーとして機能してもよく、溶液が１．０×１０−３〜５０×１０−３Ｐａ・Ｓの範囲の比較的低い粘度を有する場合に保持部又は隙間に導入される材料を含むリザーバーに基質を浸漬塗布することにより、患者に送達される種々の材料（例えば、薬剤分子、ペプチド、生物学試薬等）を保持するために使用することができる。穴又は隙間の充填はまた、基質に沿って穴又は隙間に溶出材料を直接注入することによって、達成することができる。このようにすることによって、温度に敏感な薬剤、ペプチド、生物学製剤等は、インプラントされた人工器官からリリースされるように、基質及び／又はステントに直接組み込まれることができる。いくつかの変形例において、インプラント可能な人工器官は、少なくとも１つの生物活性のある（「生物活性」）製剤を任意で含むことができる。少なくとも１つの生物活性製剤は、患者に治療効果、予防効果、又は診断効果を発揮することができるいずれかの物質を含むことができる。
【００９７】
好適な生物活性製剤の例として、合成無機化合物及び合成有機化合物、タンパク質類及びペプチド類、多糖類及びその他の糖類、脂質、並びに治療活動、予防活動、又は診断活動を有するＤＮＡ及びＲＮＡ核酸シーケンスが含まれるが、これに限定されない。核酸シーケンスには、遺伝子、相補的ＤＮＡに結合することによって転写を阻害するアンチセンス分子、及びリボザイム類が含まれる。その他の生物活性製剤の例には、抗体、受容体リガンド、酵素類、接着ペプチド類、血液凝固因子、ストレプトキナーゼ及び組織プラスミノーゲン活性化因子等の阻害薬又は血栓溶解剤、免疫抗原、ホルモン成長因子、アンチセンスオリゴヌクレオチド類及びリボザイム類等のオリゴヌクレオチド類、及び遺伝子治療に使用されるレトロウィルスベクターが含まれる。生体活性剤は、例えば、血管平滑筋細胞の活動を阻害するように設計することができる。これらは、平滑筋の異常又は不適切な移動及び／又は増殖を阻害することを対象とし、再狭窄を阻害することができる。
【００９８】
その他の変形例において、任意で、本明細書に記載の１つ以上の他の変形例との組み合わせにより、インプラント可能な人工器官が、抗増殖剤、抗腫瘍薬、抗分裂剤、抗炎症剤、抗血小板物質、抗凝固剤、抗フィブリン抗体、抗トロンビン、抗生物質、抗アレルギー物質、及び酸化防止物質から選択される少なくとも１つの生物活性製剤を含むことができる。
【００９９】
抗増殖剤は、細胞毒素等の天然タンパク質性製剤又は合成分子とすることができる。抗増殖物質の例として、アクチノマイシンＤ又は誘導体及びその同族体（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社製、又はＭｅｒｃｋより入手可能なＣＯＳＭＥＧＥＮ）（アクチノマイシンＤの同義語に、ダクチノマイシン、アクチノマイシンＩＶ、アクチノマイシンＩ１、アクチノマイシンＸ１、及びアクチノマイシンＣ１が含まれる）、タキソール類、ドセタキセル、及びパクリタキセル等のすべてのタキソイド類及びその誘導体、マクロライド抗生物質、ラパマイシン、エベロリムス、ラパマイシンの構造的誘導体及び官能基同族体、エベロリムスの構造的誘導体及び官能基同族体、ＦＫＢＰ−１２媒介ｍＴＯＲ阻害薬、バイオリムス、ペルフェニドン、そのプロドラッグ、そのコドラッグ、及びその組み合わせ等のすべてのオリムス薬剤が含まれるが、これに限定されるものでない。ラパマイシン誘導体の例として、４０−Ｏ−（２−ヒドロキシ）エチル−ラパマイシン（Ｎｏｖａｒｔｉｓのエベロリムスの商標）、４０−Ｏ−（２−エトキシ）エチル−ラパマイシン（バイオリムス）、４０−Ｏ−（３−ヒドロキシ）プロピル−ラパマイシン、４０−Ｏ−［２−（２−ヒドロキシ）エトキシ］エチル−ラパマイシン、４０−Ｏ−テトラゾール−ラパマイシン、４０−エピ−（Ｎ１−テトラゾリル）−ラパマイシン（Ａｂｂｏｔｔ  Ｌａｂｓ製のゾタロリムス）、バイオリムスＡ９（Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、シンガポール）、ＡＰ２３５７２（Ａｒｉａｄ  Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）、そのプロドラッグ、そのコドラッグ、及びその組み合わせが含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１００】
抗炎症剤は、ステロイド系抗炎症剤、非ステロイド系抗炎症剤（ＮＳＡＩＤ）、又はその組み合わせとすることができる。抗炎症剤の例として、アルクロフェナック、アルクロメタゾンジプロピオネート、アルゲストンアセトニド、アルファアミラーゼ、アムシナファル、アムシナファイド、アムフェナクナトリウム、アミプリローゼ、塩酸塩、アナキンラ、アニロラック、アニトラザフェン、アパゾン、バルサラジドジナトリウム、ベンダザック、ベノキサプロフェン、塩酸ベンジダミン、ブロメライン類、ブロペラモール、ブデソニド、カルプロフェン、シクロプロフェン、シンタゾン、クリプロフェン、クロベタゾール、プロピオン酸クロベタゾール、酪酸クロベタゾール、クロピラク、プロピオン酸クロチカゾン、酢酸コルメタゾン、コルトドキソン、デフラザコルト、デソニド、デソキシメタゾン、デキサメタゾン、酢酸デキサメタゾン、ジプロピオン酸デキサメタゾン、ジクロフェナクカリウム、ジクロフェナクナトリウム、ジフロラゾンジアセテート、ジフルミドンナトリウム、ジフルニサル、ジフルプレドナート、ジフタロン、ジメチルスルホキシド、ドロシノニド、エンドリソン、エンリモマブ、エノリカムナトリウム、エピリゾール、エトドラク、エトフェナメート、フェルビナク、フェナモール、フェンブフェン、フェンクロフェナク、フェンクロラク、フェンドサル、フェンピパロン、フェンチアザク、フラザロン、フルアザコルト、フルフェナム酸、フルミゾール、酢酸フルニソリド、フルニキシン、フルニキシンメグルミン、フルオコルチンブチル、酢酸フルオロメトロン、フルクアゾン、フルルビプロフェン、フルレトフェン、プロピオン酸フルチカゾン、フラプロフェン、フロブフェン、ハルシノニド、プロピオン酸ハロベタソール、酢酸ハロプレドン、イブフェナク、イブプロフェン、イブプロフェンアルミニウム、イブプロフェンピコノール、イロニダップ、インドメタシン、インドメタシンナトリウム、インドプロフェン、インドキソール、イントラゾール、酢酸イソフルプレドン、イソクセパク、イソキシカム、ケトプロフェン、塩酸ロフェミゾール、ロモキシカム、エタボン酸ロテプレドノール、メクロフェナメートナトリウム、メクロフェナム酸、メクロリゾンジブチレート、メフェナム酸、メサラミン、メセクラゾン、スレプタン酸メチルプレドニゾロン、モミフルメート、ナブメトン、ナプロキセン、ナプロキセンナトリウム、ナプロキソール、ニマゾン、オルサラジンナトリウム、オルゴテイン、オルパノキシン、オキサプロジン、オキシフェンブタゾン、塩酸パラニリン、ペントサンポリサルフェートナトリウム、フェンブタゾンナトリウムグリセレート、ピルフェニドン、ピロキシカム、ケイ皮酸ピロキシカム、ピロキシカムオラミン、ピルプロフェン、プレドナゼート、プリフェロン、プロドール酸、プロカゾン、プロキサゾール、クエン酸プロキサゾール、リメキソロン、ロマザリット、サルコレクス、サルナセジン、サルサレート、塩化サンギナリウム、セクラゾン、セルメタシン、スドキシカム、スリンダク、スプロフェン、タルメタシン、タルニフルメート、タロサレート、テブフェロン、テニダップ、テニダップナトリウム、テノキシカム、テシカム、テシミド、テトリダミン、チオピナク、ピバル酸チキソコルトール、トルメチン、トルメチンナトリウム、トリクロニド、トリフルミデート、ジドメタシン、ゾメピラクナトリウム、アスピリン（アセチルサリチル酸）、サリチル酸、コルチコステロイド類、グルココルチコイド類、タクロリムス、ピメクロリムス、そのプロドラッグ、そのコドラッグ、及びその組み合わせが含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１０１】
或いは、抗炎症剤は、炎症誘発シグナリング分子の生物学的阻害薬とすることができる。抗炎症生物学的製剤には、このような生物学的炎症シグナリング分子に対する抗体を含む。
【０１０２】
また、生物活性製剤は、抗増殖剤又は抗炎症剤以外とすることもできる。生物活性製剤は、治療薬、予防薬、又は診断薬である任意の製剤とすることができる。いくつかの実施形態において、このような製剤は、抗増殖剤又は抗炎症剤との組み合わせで使用することができる。これらの生物活性製剤は、抗増殖特性及び／又は抗炎症特性も有することができ、抗腫瘍特性、抗分裂特性、増殖抑制特性、抗血小板特性、抗凝固特性、抗フィブリン特性、抗トロンビン特性、抗生特性、抗アレルギー特性、及び／又は酸化防止特性等、その他の特性を有することができる。
【０１０３】
抗腫瘍剤及び／又は抗分裂剤の例として、パクリタキセル（例えば、Ｂｒｉｓｔｏｌ−Ｍｙｅｒｓ  Ｓｑｕｉｂｂから入手可能なＴＡＸＯＬ（登録商標））、ドセタキセル（例えば、ＡｖｅｎｔｉｓのＴａｘｏｔｅｒｅ（登録商標））、メトトレキサート、アザチオプリン、ビンクリスチン、ビンブラスチン、フルオロウラシル、塩酸ドキソルビシン（例えば、ＰｆｉｚｅｒのＡｄｒｉａｍｙｃｉｎ（登録商標））、及びミトマイシン（例えば、Ｂｒｉｓｔｏｌ−Ｍｙｅｒｓ  ＳｑｕｉｂｂのＭｕｔａｍｙｃｉｎ（登録商標））が含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１０４】
増殖抑制特性又は抗増殖特性も有し得る抗血小板剤、抗凝固剤、抗フィブリン剤、及び抗トロンビン剤の例として、ヘパリンナトリウム、低分子量ヘパリン類、ヘパリノイド類、ヒルジン、アルガトロバン、フォルスコリン、バピプロスト、プロスタシクリン及びプロスタシクリン同位体、デキストラン、Ｄ−ｐｈｅ−ｐｒｏ−ａｒｇ−クロロメチルケトン（合成抗トロンビン剤）、ジピリダモール、グリコプロテインＩＩｂ／ＩＩＩａ血小板膜受容体アンタゴニスト抗体、組換ヒルジン、ＡＮＧＩＯＭＡＸ（Ｂｉｏｇｅｎ）等のトロンビン阻害薬、カルシウムチャンネルブロッカー（例えば、ニフェジピン）、コルヒチン、線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）アンタゴニスト、魚油（例えば、オメガ３−脂肪酸）、ヒスタミンアンタゴニスト、ロバスタチン（ＨＭＧ−ＣｏＡレダクターゼを阻害するコレステロール降下剤、Ｍｅｒｃｋのブランド名Ｍｅｖａｃｏｒ（登録商標））、モノクロナール抗体（例えば、血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ）受容体に特定のもの）、ニトロプルシド、フォスフォジエステラーゼ阻害薬、プロスタグランジン阻害薬、スラミン、セロトニンブロッカー、ステロイド類、チオプロテアーゼ阻害薬、トリアゾロプリミジン（ＰＤＧＦアンタゴニスト）、一酸化窒素又は一酸化窒素ドナー、スーパーオキシドジスムターゼ、スーパーオキシドジスムターゼ模倣剤、４−アミノ−２，２，６，６−テトラメチルピペリジン−１−オキシル（４−アミノ−ＴＥＭＰＯ）、エストラジオール、抗がん剤、種々のビタミン等の栄養補助食品、及びその組み合わせが含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１０５】
細胞増殖抑制物質の例には、アンギオペプチン、カプトプリル等のアンジオテンシン転換酵素阻害薬（例えば、Ｂｒｉｓｔｏｌ−Ｍｙｅｒｓ  ＳｑｕｉｂｂのＣａｐｏｔｅｎ（登録商標）及びＣａｐｏｚｉｄｅ（登録商標））、シラザプリル、及びリシノプリル（例えば、ＭｅｒｃｋのＰｒｉｎｉｖｉｌ（登録商標）及びＰｒｉｎｚｉｄｅ（登録商標））が含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１０６】
抗アレルギー剤の例として、ペミロラストカリウムが含まれるが、これに限定されるものでない。抗酸化物質の例として、４−アミノ−２，２，６，６−テトラメチルピペリジン−１−オキシル（４−アミノ−ＴＥＭＰＯ）が含まれるが、これに限定されるものでない。その他の生物活性製剤には、抗ウィルス薬等の抗感染薬、鎮痛剤及び鎮痛剤の組み合わせ、食欲不振薬、駆虫薬、抗関節炎剤、抗喘息薬、抗痙攣薬、抗鬱剤、抗利尿薬、止痢剤、抗ヒスタミン剤、抗偏頭痛薬、制嘔吐剤、パーキンソン病治療薬、痒み止め、抗精神病薬、解熱剤、鎮痙薬、抗コリン薬、交感神経興奮薬、キサンチン誘導体、ピンドロール及び抗不整脈薬等のカルシウムチャンネルブロッカ及びベータブロッカを含む心臓血管薬、血圧降下剤、利尿剤、通常の冠血管拡張薬を含む血管拡張剤、末梢血管及び脳血管拡張薬、中枢神経興奮薬、鼻粘膜充血除去薬を含む感冒薬、睡眠薬、免疫抑制薬、筋弛緩薬、副交感神経抑制薬、精神刺激薬、鎮静剤、精神安定剤、天然由来又は遺伝子操作リポプロテイン、及び再狭窄防止薬が含まれる。
【０１０７】
他に使用可能な生物活性製剤には、アルファ−インターフェロン、遺伝子操作した上皮細胞、タクロリムス、及びデキサメタゾンが含まれる。
【０１０８】
血液接触するインプラント可能なデバイスの文脈において「治療促進」薬剤又は製剤は、血管組織の治癒を促進するため、動脈管腔の再内皮化を促進又は改善する特性を有した薬剤又は製剤をいう。インプラント可能なデバイス（例えば、ステント）の治療促進薬剤又は製剤を含有した部分は、内皮細胞（例えば、内皮前駆細胞）を誘引し、結合し、最終的にこれに被包されるものとすることができる。細胞の誘引、結合、及び被包は、ステントの被包が不十分であった場合に発生し得る機械的特性の喪失が故に発生する塞栓又は血栓の形成を低減又は防止するであろう。再内皮化を改善することにより、ステントの機械的特性の喪失よりも速い速度で内皮細胞増殖を促進することができる。
【０１０９】
治療促進薬剤又は製剤は、生体吸収性ポリマー基質又はスキャフォールドの本体部に分散することができる。治療促進薬剤又は製剤は、インプラント可能なデバイス（例えば、ステント）の表面上の生体吸収性ポリマーコーティング内に分散することもできる。
【０１１０】
「内皮前駆体細胞」は、血流に入って血管損傷領域に行き、ダメージの補修を助けることのできる骨髄に作られた原始細胞をいう。内皮前駆細胞は、成人末梢血内を循環し、サイトカイン、成長因子、及び虚血状態によって骨髄から結集される。血管損傷は、血管形成メカニズム及び脈管形成メカニズムの双方によって修復される。内皮前駆細胞が循環することにより、主として、脈管形成メカニズムを介して、損傷した血管の修復に寄与する。
【０１１１】
いくつかの実施形態において、治療促進薬剤又は製剤は、内皮細胞（ＥＤＣ）結合剤とすることができる。特定の実施形態において、ＥＤＣ結合剤は、タンパク質、ペプチド、又は抗体とすることができ、例えば、コラーゲン１型、単鎖Ｆｖフラグメント（ｓｃＦｖ  Ａ５）として既知の２３ペプチドフラグメント、接着膜タンパク質血管内皮（ＶＥ）−カドヘリン、及びその組み合わせのうちの１つであり得る。コラーゲン１型は、オステオポンチンと結合すると、内皮細胞の接着を促進し、アポトーシス経路の下方調節により、それらの生存能力を調整するものとして示されてきた。Ｓ．Ｍ．ＭａｒｔｉｎらによるＪ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．、７０Ａ：１０〜１９（２００４年）参照。内皮細胞は、ｓｃＦｖ  Ａ５を使用して選択的に標的化される（免疫リポゾームの標的送達を行うため）。Ｔ．ＶｏｌｋｅｌらによるＢｉｏｃｈｉｍｉｃａ  ｅｔ  Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａ  Ａｃｔａ、１６６３：１５８〜１６６（２００４年）参照。接着膜タンパク質血管内皮（ＶＥ）−カドヘリンは、内皮細胞の結合及び内皮細胞のアポトーシスを下方調節するものとして示されてきた。Ｒ．ＳｐａｇｎｕｏｌｏらによるＢｌｏｏｄ、１０３：３００５〜３０１２（２００４年）参照。
【０１１２】
特定の実施形態において、ＥＤＣ結合剤は、オステオポンチンの活性フラグメントとすることができる（Ａｓｐ−Ｖａｌ−Ａｓｐ−Ｖａｌ−Ｐｒｏ−Ａｓｐ−Ｇｌｙ−Ａｓｐ−Ｓｅｒ−Ｌｅｕ−Ａｌａ−Ｔｙｒ−Ｇｌｙ（配列ＩＤ番号：１））。他のＥＤＣ−結合剤には、ＥＰＣ（上皮細胞）抗体、ＲＧＤペプチド配列、ＲＧＤ模倣剤、及びその組み合わせが含まれるが、これに限定されるものでない。
【０１１３】
さらなる実施形態において、治療促進薬剤又は製剤は、内皮前駆細胞の誘引及び結合を行う物質又は製剤とすることができる。内皮前駆細胞の誘引及び結合を行う代表的な物質又は製剤には、ＣＤ−３４、ＣＤ−１３３、及びｖｅｇｆ２型受容体等の抗体を含む。内皮前駆細胞の誘引及び結合を行う製剤は、一酸化窒素ドナー基を有するポリマーを含むことができる。
【０１１４】
前述の生物活性製剤は、例として挙げたものであり、限定を意味するものではない。現在入手可能であるか、又は将来的に開発されるかもしれないその他の生物活性製剤も同等に適用可能である。
【０１１５】
さらに特定の実施形態において、本明細書に記載の１つ以上の他の実施形態との任意の組み合わせにおいて、本発明のインプラント可能なデバイスは、パクリタキセル、ドセタキセル、エストラジオール、一酸化窒素ドナー、スーパーオキシドジスムターゼ、スーパーオキシドジスムターゼ模倣剤、４−アミノ−２，２，６，６−テトラメチルピペリジン―１−オキシル（４−アミノ−ＴＥＭＰＯ）、タクロリムス、デキサメタゾン、酢酸デキサメタゾン、ラパマイシン、ラパマイシン誘導体、４０−Ｏ−（２−ヒドロキシ）エチル−ラパマイシン（エベロリムス）、４０−Ｏ−（２−エトキシ）エチル−ラパマイシン（バイオリムス）、４０−Ｏ−（３−ヒドロキシ）プロピル−ラパマイシン、４０−Ｏ−［２−（２−ヒドロキシ）エトキシ］エチル−ラパマイシン、４０−Ｏ−テトラゾール−ラパマイシン、４０−エピ−（Ｎ１−テトラゾリル）−ラパマイシン（ゾタロリムス）、バイオリムスＡ９（Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ、シンガポール）、ＡＰ２３５７２（Ａｒｉａｄ  Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）、ピメクロリムス、メシル酸イマチニブ、ミドスタウリン、クロベタゾール、前駆細胞捕獲抗体、治療促進薬、そのプロドラッグ、そのコドラッグ、及びその組み合わせから選択された少なくとも１つの生物活性製剤からなる。特定の実施形態において、生物活性製剤は、エベロリムスである。他の特定の実施形態において、生物活性製剤は、クロベタゾールである。
【０１１６】
薬剤の代替クラスは、脂質輸送の増加のためのｐ−パラ−抗体であって、例としてフェノフィブラートが含まれる。
【０１１７】
いくつかの実施形態において、本明細書に記載の１つ以上の他の実施形態との任意の組み合わせにおいて、少なくとも１つの生物活性製剤は、具体的に、本明細書に記載の生物活性薬剤又は製剤のうちのいずれか１つ以上ではあり得ない。
【０１１８】
１つ以上の穴又は隙間を有する上述の人工器官を使用して、血管がいかなるデバイスも通過させないほど狭い下流血管に位置する任意の数の医学的状態の治療、防止、又は改善を行うこともできる。種々の製剤の制御リリースを組み込むことにより、これらの治療製剤が病変領域に送達され、体系的治療では観察されたかもしれない副作用を伴うことなく、局所的治療を実施してもよい。いくつかの例としての治療には、腫瘍に対する化学療法薬、腎臓慢性糸球体腎炎に対する抗炎症剤、心小血管疾患、閉塞性動脈疾患、末梢動脈疾患、末梢肺動脈疾患に対する血液凝固防止剤を送達することが含まれる。
【０１１９】
ポリマー基質に対する処理が完了すると、基質は、さらに、種々のデバイスを作成するために形成又は加工されてもよい。一例を図１３の斜視図に示すが、ロール状ステント１２０が示されている。ステント１２０は、重ね合わさる部分１２２を作成するため、シリンダの長さに沿って切断することにより、鋳造シリンダから作成されてもよい。そして、ステント１２０は、展開するよう小さな構成に丸められた後、患者の血管系内で拡張されてもよい。他の例は、図１４に示す通り、ステント１２４の側面図を示しているが、これは多数の除去部分１２６を加工することによって形成され、送達及び展開のためにステント１２４の圧縮及び拡張を促進する格子構造又はスキャフォールド構造を作成してもよい。
【０１２０】
上述のステント１２４のデザインとは別に、結果として得られるポリマー基質によって提供される物理的特性及び機械的特性を特に順応させた他のステントデザインが利用されてもよい。このようなステントデザインは、ポリマー材料によって提供される延性及び強度の特性を利用するよう機械的に最適化され、結果として、圧着プロセス中、１０％〜８０％の材料歪を経験することのできるステントを得てもよい。例えば、硬化された基質から形成されるステントの開始時直径は、最初に、例えば、５ｍｍであり、例えば、２〜２．８ｍｍの圧着直径で終了してもよい。さらに小さな直径に圧着することにより、材料歪を１００％超まで増加させることができる。
【０１２１】
さらに、最適化されたステントデザインでは、あらゆる塑性変形の開始に先立って、基質の備えた直線弾性特性を利用することにより、一定範囲の変形に対して比較的高い疲労寿命を有してもよい。ステントデザインは、生理的条件と、ステントが、例えば、生理的条件によって生じた変形を経験している時、選択された弾性変形範囲内に収まる材料歪値を採るように選択された材料とに基づいて変更されてもよい。
【０１２２】
形成されたポリマー基質の本質的材料特性を利用したいくつかの最適なステントデザインの例を図１５及び図１６の側面図に示している。このようなデザインは、特に、本明細書に記載の比較的高い分子量と、例えば、２０％〜４０％の結晶度とを有するＰＬＬＡ等の材料を利用してステントを形成するように最適化される。このようなステントは、上述の通り、ＳＦＡ等、高い動的な力がかかる患者の体の領域において利用されてもよい。上述の通り、高分子量ＰＬＬＡは、例えば、０％〜４％の範囲の弾性リコイルを有してもよく、図示のステントデザインは、通常、軸方向、径方向、及び屈曲モードで５％未満の材料歪を誘発する生理的状況を経験してもよい。
【０１２３】
ステントデザインはまた、例えば、１５０％の材料歪限界内において、種々の基質材料の種々のモード（径方向、軸方向、屈曲等）で比較的高いレベルの変形に対応してもよい。このような高歪条件の例として、動き及び外力によるステントの衝突、縮小、伸縮、及び屈曲が含まれる。従って、ステントデザインにより、材料の限界歪未満に材料歪を維持することにより、ステントが破断を伴うことなく、このような動きに耐えるようにする。
【０１２４】
図１５の側面図に示す通り、ステント１４１は、１つ以上の連結又は結合要素１４５を介して互いに結合される多数のうねり状の円周支持要素１４３を含んでもよい。６つの支持要素１４３を備えるものとして図示したが、インプラントされるステント１４１全体の所望の長さに応じて、支持要素１４３の数が変更されてもよい。支持要素１４３は、ステント１４１によって規定される長手方向軸に対して互いに対して並列且つ均一に、周方向に離間して配列された１つ以上、例えば３つの連結又は結合要素１４５によって結合されたうねり状の波形を形成してもよい。結合要素１４５は、その長さに沿って、曲線又は弓型部分１４７を組み込むか又は規定してもよく、その部分１４７は、支持要素１４３のうねり状部分によって規定される半径より小さい半径を規定する。これらの曲線又は弓型部分１４７は、ステント１４１がステント１４１上に付与される長手方向の力を有する際に応力解除機能を果たしてもよい。
【０１２５】
他の変形例を図１６Ａの側面図に示すが、同様に、１つ以上の連結又は結合要素１５１によって同様に接続された１つ以上のうねり状の円周支持要素１４９、例えば、６つの支持要素１４９を示している。本例において、支持要素１４９の周に沿って互いに並置された２つの連結又は結合要素１５１は、隣接の支持要素１４９を互いに接続し、又は取り付けてもよい。隣接の支持要素１４９は、各々、交互パターンに配列された連結又は結合要素１５１を介して結合され、ステント全体にその長さに沿う十分な柔軟性を提供してもよい。
【０１２６】
図１６Ａのステントスキャフォールドは、図１６Ｂに広げた状態をさらに示しており、このステントパターンを拡張構成でさらに詳細に示している。基質を最終的に形成するために利用される独自の処理方法（本明細書に記載の通り）のために、基質から加工されるステントは、ステント形状がどのように構成されるかに応じて、特別な機械的性質を示してもよい。ステント形成に際して利用されてもよい種々の加工方法及び装置を本明細書中に説明するが、以下にさらに説明されている。米国特許第８，２０６，６３５号、米国特許第８，２０６，６３６号、２０１２年５月２１日出願の米国特許出願第１３／４７６，８５３号（米国公開公報第２０１２／０２３２６４３Ａ１号）、及び２００９年８月１３日出願の米国特許出願第１２／５４１，０９５号（米国公開公報第２０１０／００４２２０２Ａ１号）であり、各々、その全体を参照として、且つ、本明細書におけるあらゆる目的のためにここに組み込む。
【０１２７】
このようなステントは、展開中の使用時、又は患者の体内へのインプラント時、所望の機械的特性を維持しつつ、生体吸収性を示す。ステントは、例えば、８０μｍ、９０μｍ、１２０μｍ、又は１５０μｍ、若しくは、例えば、７０μｍ〜２００μｍのいずれかの範囲の壁厚を有するように形成されてもよい。ステントが１５０μｍの壁厚を有するように形成される場合、ポリマーの特性に組み合わせられた特定のステント寸法により、径方向強度、リコイル、及びステント留置等、重要な機械的挙動を提供してもよい。
【０１２８】
例えば、これに応じて（本明細書に記載の通り）形成され、２０μｍ〜１ｍｍの、例えば、１５０μｍの壁厚と、６ｍｍ〜３００ｍｍの、例えば、１８ｍｍのステント長とを有するポリマーステントは、その外径において、ステントの外面上に３ｍｍ２〜３，０００ｍｍ２の、例えば、３６．２ｍｍ２の適切な表面積を有するように形成されてもよい。従って、ステントの適切な総表面積は、２０ｍｍ２〜１２，０００ｍｍ２、例えば１３９ｍｍ２であってもよい。
【０１２９】
１２０μｍの壁厚を有するステントの実施形態について、このようなステントは、図１６Ｂに示すものと同一の寸法であるか、特定の機械的特性を維持しつつ、壁厚の低減を補償するために、特定領域において、僅かに異なる寸法を有してもよい。８０μｍ又は９０μｍ（又はこの間の範囲内）の壁厚を有するステントの実施形態については、図１６Ｂの寸法と同一であってもよく、又は、壁圧の低減の差分を補償するように僅かに異なってもよい。
【０１３０】
ステントは、本明細書に記載のポリマー基質から形成され、１５０μｍの壁厚と１８ｍｍの長さとを有して形成されてもよい。従って、このようなステントは、隣接する支持要素１４９間に交互パターンで延びる連結又は結合要素１５１を備えて複数の円周支持要素１４９を有して形成されてもよい。複数の円周支持要素１４９及び連結又は結合要素１５１の一例としてのサブセットを特定のステント寸法で示す。
【０１３１】
ステントパターンは、ステントに対して長手方向に延びる中心線ＣＬ周りに展開されたステントを示している。いくつかの例としての円周支持要素１４９Ａ、１４９Ｂ、１４９Ｃ、及び１４９Ｄが、支持要素１４９Ａ及び１４９Ｂを接続する結合要素１５１Ａと、支持要素１４９Ｂ及び１４９Ｃを接続する結合要素１５１Ｂ及び１５１Ｃと、支持要素１４９Ｃ及び１４９Ｄを接続する結合要素１５１Ｄ等の連結又は結合要素とともに示されている。各円周支持要素は、Ｔ１（０．０００５インチ〜０．１インチ、例えば、０．００６インチ）の幅を有して形成されてもよく、一方で各結合要素は、図示の通り、円周支持要素の間に延び、Ｔ２（０．０００５インチ〜０．０８インチ、例えば、０．００５インチ）の幅を有して形成されてもよい。
【０１３２】
結合要素は、互いに平行であり、且つステントの中心線ＣＬに対して平行となるように配列されてもよい。結合要素はまた、ステントが均一に広げられる時測定されるか、ステントがインプラントに際して正常に展開及び拡張した時に周方向に測定されると、Ｄ１（０．００４インチ〜１．５インチ、例えば、０．１３６インチ）の距離、互いから離間してもよい（結合要素１５１Ｂ及び１５１Ｃの間で広げた際の距離又は周方向距離として図示）。結合要素はまた、互いから隣接する円周支持要素をＤ２（０．００４インチ〜１．５インチ、例えば、０．０４０インチ）の距離、離間させる長さを有して形成されてもよい（支持要素１４９Ｂ及び１４９Ｃの間の長手方向距離として図示）。
【０１３３】
各円周支持要素は、結合要素が１つの支持要素（例えば、支持要素１４９Ａ）の凹部から隣接する支持要素（例えば、支持要素１４９Ｂ）の凹部まで延びるように、中心線ＣＬの周囲で互いに隣接して配列される正弦曲線又はうねりを有する波形パターンを有して形成されてもよい。支持要素１４９Ｂに沿って、また支持要素の隣接する部分の間に形成された角度Ａ１（１５°〜１７９°、例えば、１２０°）に示される通り、結合要素が延びる箇所における支持要素の凹部の近位側部分は半径Ｒ１（０．０００１インチ〜０．７５インチ、例えば、０．０１２インチ）を形成してもよく、一方で支持要素の頂点は半径Ｒ２（０．０００５インチ〜０．５インチ、例えば、０．０１２インチ）を形成してもよい。
【０１３４】
結合要素が第１支持要素から近位側に延びる場合、結合要素は、凹部から単に突出してもよいが、結合要素が隣接する支持要素に接合する場合、凹部は、これらの要素が接合する近位側部分に沿って、且つ、結合要素と接合するように遠位側に湾曲する凹部の遠位側部分に沿って、半径Ｒ４（０．０００１インチ〜０．７５インチ、例えば、０．００８インチ）を形成してもよい。これは、例えば、支持要素１４９Ｂ及び結合要素１５１Ｂの間に示す通り、結合要素１５１Ｂが半径Ｒ５（０．０００１インチ〜０．７５インチ、例えば、０．００５インチ）を形成する支持要素１４９Ｂから長手方向近位側に延びる場合に見られてもよい。結合要素１５１Ａは、支持要素１４９Ａの凹部から近位側に突出し、支持要素１４９Ｂの対応する凹部に接合し、ここでは凹部が遠位側に湾曲した半径Ｒ３（０．０００１インチ〜０．７５インチ、例えば、０．００６インチ）を形成する。従って、凹部の近位側部分は、近位側に湾曲した半径Ｒ４同士の間で、遠位側に湾曲した半径Ｒ３を規定してもよい。結合要素の両側において近位側に湾曲した半径Ｒ４同士の間の距離が、距離Ｄ３（０．０００５インチ〜０．７５インチ、例えば、０．０２２インチ）を規定する。
【０１３５】
これらのステント寸法が本明細書に記載のポリマー基質から形成されると、この組み合わせにより、このようなステントが、特定の所望の機械的特性を有することができるようになる。例えば、このようなステントは、１．０〜１．５Ｎ／ｍｍの径方向強度と、２％〜５％のリコイルと、０．５〜１．５Ｎのステント留置とを示してもよい。さらに、ステントの疲労寿命も著しく改善されてもよく、例えば、従来のポリマーステントより１億５０００万サイクル（又は、１５００％）まで向上されてもよい。これらの値（例えば、径方向強度、リコイル、ステント留置、疲労寿命、分子量等）は、異なる壁厚又は他の寸法を有する、本明細書に記載のステントの実施形態のいずれかにも適用可能なのは明らかである。例えば、これらの値は、８０μｍ、９０μｍ、１２０μｍ、又は１５０μｍ、若しくは、例えば、７０μｍ〜２００μｍのいずれかの範囲の壁厚を有するステントの実施形態にも適用可能である。
【０１３６】
図１７Ａ〜図１７Ｆは、ポリマー基質から形成されたステント１３０が、血管内で確実に拡張するようどのように送達及び展開されてよいかを示す、他の例の側面図である。図１７Ａは、最初の直径Ｄ１を備えて形成されたポリマー基質から加工又は切断された一例としてのステント１３０の側面図を示している。上述の通り、基質は、基質のガラス転移温度Ｔｇに、又は基質のガラス転移温度Ｔｇやその近傍に、又は基質のガラス転移温度Ｔｇを上回って熱処理されることにより、この最初の直径Ｄ１を設定してもよく、その後、基質は、ステント１３０が対応する直径Ｄ１を有するようにステント１３０を作成するよう加工されてもよい。その後、ステント１３０は、図１７Ｂに示す通り、例えば、送達カテーテル１３２の膨張バルーン１３４上に配置されてもよいように、最初の直径Ｄ１未満の第２送達直径Ｄ２に縮小されてもよい。この縮小直径Ｄ２におけるステント１３０には、任意でシースが利用されてもよいが、アウターシースを要することなくその縮小直径Ｄ２に維持されるように、自発拘束されてもよい。さらに、上述の通り、ステント材料の加工及び結果として得られる材料特性によって、ステント１３０は、ひび割れ又は材料に欠陥を生じることなく、最初の直径Ｄ１から送達直径Ｄ２に縮小されてもよい。
【０１３７】
ステント１３０が送達カテーテル１３２上に配置されると、図１７Ｃに示す通り、送達箇所に達するまで血管１３６内を進む。膨張バルーン１３４は、血管内部に接触するようステント１３０の直径を、例えば、ステントの最初の直径Ｄ１より小さく、送達直径Ｄ２より大きい中間直径Ｄ３まで拡張するように膨らんでもよい。ステント１３０は、上述の本質的な材料の性質により、いかなるひび割れ又は欠陥も生じることなく、図１７Ｄに示す通り、この中間直径Ｄ３まで拡張してもよい。さらに中間直径Ｄ３までの拡張により、図１７Ｅに示す通り、送達カテーテル１３２の引き抜きを可能にしつつ、ステント１３０が血管壁に確実に接触するようにしてもよい。
【０１３８】
ステント１３０が何らかの中間直径Ｄ３まで一旦拡張し、血管壁に対して固定されると、ステント１３０は、その後、時間の経過とともにさらに自発拡張し、ステント１３０が組織に確実に合わさるように血管壁にさらに接触するようにしてもよい。この自発拡張特徴により、ステント１３０が最終的に、図１７Ｆに示す通り、熱硬化された最初の直径Ｄ１に拡張して戻ること、或いは、ステント１３０が血管直径の領域内で完全に自発拡張することを許容する。
【０１３９】
これらの例は、形成されてもよい種々のデバイスの例示として示されたものであり、このポリマー基質から形成されてもよい他の種々のデバイスも本開示の範囲内に含まれる。
【０１４０】
上記に検討した開示の発明の適用例は、特定のプロセス、処理、又は体内の特定領域への配置に限定されるものでなく、任意の数の他のプロセス、処理、及び体内領域が含まれてもよい。本発明を実行するための上述の方法及びデバイスの修正、および当業者にとって自明の本発明の態様の変形例は、本開示の範囲に含まれるものとする。さらに、実施例間の態様の種々の組み合わせも、同様に、本開示の範囲内であると理解及び考慮される。
【符号の説明】
【０１４１】
５０  基質
６０  第１層
６２  第２層
６４  第３層
１２４，１３０，１４１  ステント
１２６  除去部分
１４３，１４９  支持要素
１４５，１５１  結合要素
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図４Ｄ】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６Ａ】
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【図１６Ｂ】
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【図１７Ａ】
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【図１７Ｂ】
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【図１７Ｃ】
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【図１７Ｄ】
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【図１７Ｅ】
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【図１７Ｆ】
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【国際調査報告】
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