"マグネシウムと、7~8重量パーセントのアルミニウムと、0.4~0.8重量パーセントの亜鉛と、0.05~0.8重量パーセントのマンガンとを含有する生侵食性マグネシウム合金を含む、生侵食性内部人工器官。前記生侵食性マグネシウム合金は、0.1~1.5重量パーセントの第1希土類金属を含有する、請求項1に記載の内部人工器官。第1希土類金属は、イットリウム、ネオジム、ランタンおよびセリウムからなる群より選択される、請求項2に記載の内部人工器官。前記生侵食性マグネシウム合金は、0.1~1.5重量パーセントの第2希土類金属を含有する、請求項2に記載の内部人工器官。前記生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛、マンガンおよび希土類金属以外の元素を3重量パーセント未満含有する、請求項2に記載の内部人工器官。前記生侵食性マグネシウム合金は50ppm未満のFeを含有する、請求項1に記載の内部人工器官。前記生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を5重量パーセント未満含有する、請求項1に記載の内部人工器官。コーティングをさらに備える、請求項1に記載の内部人工器官。前記コーティングは、原子層堆積プロセスによって堆積され、かつAl2O3、SiO2、Si3N4、TiO2、BN、ZnO、W、IrOx、B2O3、Co2O3、Cr2O3、Fe2O3、Ga2O3、HfO2、In2O3、MgO、Nb2O5、NiO、Pd、Pt、SnO2、Ta2O5、TaNx、TaN、AlN、TiCrOx、TiN、VO2、WO3、ZnO、Ta/AlN、Ti/AlN、Al/ZnO、ZnS、ZnSe、ZrO、Sc2O3、Y2O3、Ca10PO4OH2、希土類酸化物、およびそれらの組み合わせ、からなる群より選択された材料を含有する、請求項8に記載の内部人工器官。前記コーティングは酸化チタンを含有する、請求項9に記載の内部人工器官。前記コーティング上に堆積された治療薬をさらに含む、請求項8に記載の内部人工器官。前記コーティングは酸化チタンを含有し、前記内部人工器官は、前記治療薬および酸化チタンの上に原子層堆積によって堆積された酸化アルミニウムのコーティングをさらに備える、請求項8に記載の内部人工器官。前記コーティングは、分子層堆積によって堆積された有機化合物を含有する、請求項8に記載の内部人工器官。前記内部人工器官は本質的にポリマーを含まない、請求項1に記載の内部人工器官。前記内部人工器官はステントである、請求項1に記載の内部人工器官。複数のストラットによって画定された管状部材であって、前記管状部材は、マグネシウムと、8~9重量パーセントのアルミニウムと、0.4~0.8重量パーセントの亜鉛と、0.05~0.8重量パーセントのマンガンとを含有する生侵食性マグネシウム合金を含む、管状部材と、前記管状部材上に位置するコーティングと、を備え、前記コーティングは20nmの最大厚を有する、ステント。前記コーティングは、原子層堆積プロセスによって堆積され、かつAl2O3、SiO2、Si3N4、TiO2、BN、ZnO、W、IrOx、B2O3、Co2O3、Cr2O3、Fe2O3、Ga2O3、HfO2、In2O3、MgO、Nb2O5、NiO、Pd、Pt、SnO2、Ta2O5、TaNx、TaN、AlN、TiCrOx、TiN、VO2、WO3、ZnO、Ta/AlN、Ti/AlN、Al/ZnO、ZnS、ZnSe、ZrO、Sc2O3、Y2O3、Ca10PO4OH2、希土類酸化物およびそれらの組み合わせ、からなる群より選択された材料を含有する、請求項16に記載のステント。前記コーティング上に堆積された治療薬をさらに含む、請求項16に記載のステント。前記コーティングは酸化チタンを含有する、請求項18に記載のステント。前記治療薬上に堆積された酸化アルミニウムのコーティングをさらに備える、請求項19に記載のステント。特定の時点において、生侵食性材料を含む内部人工器官、または内部人工器官の少なくとも一部分は、その機械的完全性を喪失する。小さな残渣は特定条件下で残存し得るが、侵食生成物は主として身体によって吸収される。様々な異なる生侵食性ポリマー天然物および合成物の双方および生侵食性金属特にマグネシウムおよび鉄が開発されており、特定の種類の内部人工器官の材料候補として検討されている。しかしながら、これらの生侵食性材料の多くは重大な不都合を有する。これらの不都合としては、侵食生成物、放出のタイプおよび速度の双方、並びに材料の機械的材料特性が挙げられる。侵食生成物は、十分に短い時間的間隔において十分な量で放出される場合、望ましくない生体反応を生じ得る。生侵食性マグネシウム合金を含有する生侵食性内部人工器官が記載される。生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウムと、7~8重量パーセントのアルミニウムと、0.4~0.8重量パーセントの亜鉛と、0.05~0.8重量パーセントのマンガンとを含有する。生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を含むことができる。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を5重量パーセント未満含有する。生侵食性マグネシウム合金はまた、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を2重量パーセント未満含有し得る。他の実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガンから本質的に成る。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金の鉄の含有量は、50ppm未満のFeである。生侵食性マグネシウム合金は任意で1種以上の希土類金属を含有することができる。いくつかの実施形態において、前記合金は、0.1~1.5重量パーセントの第1希土類金属を含有する。生侵食性マグネシウム合金は、0.1~0.8重量パーセントの第1希土類金属を含有し得る。いくつかの実施形態において、第1希土類金属は、イットリウム、ネオジム、ランタンおよびセリウムのうちから選択される。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金はまた、0.1~1.5重量パーセントの第2希土類金属も含有する。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛、マンガンおよび希土類金属以外の元素を3重量パーセント未満含有する。生侵食性マグネシウム合金はまた、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛、マンガンおよび希土類金属から本質的に成ることもできる。前記内部人工器官はまたコーティングを備え得る。いくつかの実施形態において、前記コーティングは20nmの最大厚を有する。前記コーティングは、原子層堆積プロセスによって堆積され、Al2O3、SiO2、Si3N4、TiO2、BN、ZnO、W、IrOx、B2O3、Co2O3、Cr2O3、Fe2O3、Ga2O3、HfO2、In2O3、MgO、Nb2O5、NiO、Pd、Pt、SnO2、Ta2O5、TaNx、TaN、AlN、TiCrOx、TiN、VO2、WO3、ZnO、Ta/AlN、Ti/AlN、Al/ZnO、ZnS、ZnSe、ZrO、Sc2O3、Y2O3、Ca10PO4OH2、希土類酸化物およびそれらの組み合わせのうちから選択された材料を含有し得る。いくつかの実施形態において、前記コーティングは酸化チタンを含有する。前記コーティングは、本質的に細孔を有さないことがある。いくつかの実施形態において、前記コーティングは、分子層堆積によって堆積された有機化合物を含有する。前記内部人工器官はまた治療薬を含むことができる。前記治療薬は、前記コーティング例えば酸化チタンコーティング上に堆積させることができる。いくつかの実施形態では、酸化アルミニウムのバリア層を前記治療薬およびコーティングの上に原子層堆積によって堆積させることができる。前記内部人工器官はステントであり得る。本明細書に記載される生侵食性マグネシウム合金の1つの利点は、それらの合金は純粋なマグネシウムおよび多くの生侵食性マグネシウム合金よりも遅い生侵食速度を有するということである。そのより遅い侵食速度は、生侵食性マグネシウム合金の耐食性の向上の結果である。侵食速度がより遅いことにより、内部人工器官が特定の寸法について、より長期間にわたって、その機械的完全性を保持することを可能にすることができる。例えば、ステントに用いられた場合、生侵食性マグネシウム合金の向上された耐食性により、ステントがインビボで十分な足場性能を提供できる時間を延長することができる。また向上された耐食性により、水素発生量が低減される。本明細書に記載される生侵食性マグネシウム合金の別の利点は、前記生侵食性マグネシウム合金およびそれらの侵食生成物は生体適合性であることである。本明細書に記載される生侵食性マグネシウム合金の別の利点は、前記生侵食性マグネシウム合金が、内部人工器官、特にステントにおいて使用するための機械的性質、例えば強度、延性、および歪硬化などの望ましい組み合わせを有するということである。前記生侵食性マグネシウム合金はまた良好な加工性を有する。例えば、生侵食性マグネシウム合金から製造されるステントは、製造中の良好な管引き抜き特性tubedrawingpropertiesと、最終ステントにおける良好な足場強度とを有するであろう。いくつかの態様において、前記内部人工器官は、生侵食性マグネシウム合金が著しく侵食され始める前に内皮化が起こることを可能にする。内皮化は、侵食されている内部人工器官からの異物が血流を介して運ばれるのを防止することを支援し得る。内皮化はまた、血流の酸素に富んだ乱流が内部人工器官と接触するのを阻止し、よって内部人工器官の侵食速度をさらに低減することができる。1つ以上の実施形態の詳細について、添付の図面および以下の記載において述べる。他の特徴、目的および利点は、前記記載、図面、および特許請求の範囲から明白になるであろう。図1に示すステント20について、本開示に従った1つの内部人工器官の例として、下記において検討する。ステント20は、体管腔bodylumenの開通性を維持するために体管腔壁と接触する構造体を形成する相互に接続したストラットのパターンを含む。例えば、ステント20は、複数のバンド22と、隣接するバンド22の間に延びて、それらのバンドを接続する複数のコネクター24とによって画定された管状部材の形態を有する。使用の間、バンド22は、初期の小径からより大径に拡張されて、ステント20を管の壁に接触させることによって、前記管の開通性を維持する。コネクター24は、ステント20に、該ステントが前記管の輪郭に適合することを可能にする可撓性および順応性conformabilityを与える。内部人工器官の他の例としては、被覆ステントおよびステントグラフトが挙げられる。ステント20の1つ以上のストラットは、生理学的条件下で侵食されるように適合されている。従って、ステント20は生侵食性マグネシウム合金を含有する。生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウムと、7~8重量パーセントのアルミニウムと、0.4~0.8重量パーセントの亜鉛と、0.05~0.8重量パーセントのマンガンとを含有する。例えば、生侵食性マグネシウム合金は、7.5重量パーセントのアルミニウムと、0.5重量パーセントの亜鉛と、0.2重量パーセントのマンガンと、残量のマグネシウムとから本質的に成るAZ80合金であり得る。生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を含有することができる。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を合計で5重量パーセント未満含有する。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛およびマンガン以外の元素を合計で2重量パーセント未満含有する。前記生侵食性マグネシウム合金はまた、マグネシウム、アルミニウム、亜鉛、およびマンガンから本質的に成り得る。本明細書において本質的に成るとは、前記合金はまた、構成元素の商業的に入手可能な形態に関連した不純物を構成元素の商業的に入手可能な形態において見られる量に対応する量で含有し得ることを意味する。いくつかの実施形態において、鉄、銅、ニッケル、金、カドミウム、ビスマス、硫黄、リン、ケイ素、カルシウム、スズ、鉛、およびナトリウムの潜在的な不純物元素は、それぞれ1000ppm未満のレベルに維持される。さらに別の実施形態において、鉄、銅、ニッケル、コバルト、金、カドミウム、ビスマス、硫黄、リン、ケイ素、カルシウム、スズ、鉛、およびナトリウムの潜在的な不純物元素は、それぞれ200ppm未満のレベルに維持される。鉄、ニッケル、銅およびコバルトはマグネシウム中において低い固溶限を有しており、また活性カソードサイトとして機能して、生理的環境内におけるマグネシウムの侵食速度を加速させ得る。さらに別の実施形態では、鉄、ニッケル、銅およびコバルトは、50ppm未満のレベルに維持される。例えば、表1に列記した最初の5つの合金の各々は35ppm以下の鉄を有する。生侵食性マグネシウム合金は任意で1種以上の希土類金属を含有することができる。いくつかの実施形態において、前記生侵食性マグネシウム合金は、0.1~1.5重量パーセントの第1希土類金属を含有する。他の実施形態において、前記合金は、0.1~0.8重量パーセントの第1希土類金属を含有する。いくつかの実施形態において、第1希土類金属はイットリウム、ネオジム、ランタンまたはセリウムである。希土類金属は、合金の延性を増大させ、歪み精錬strainrefiningを改善することができ、これは合金の加工性を向上させ得る。生侵食性マグネシウム合金はまた、0.1~1.5重量パーセントの第2希土類金属を含有し得る。例えば、生侵食性マグネシウム合金は、約0.5重量パーセントのイットリウムと、0.6重量パーセントのネオジムとを含有し得る。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は3種以上の希土類金属を含有する。さらに別の実施形態において、生侵食性マグネシウム合金は、0.8重量パーセント以下の任意の希土類金属を含有する。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金中の希土類金属の総量は、10.0重量パーセント未満のレベルで維持される。いくつかの実施形態において、生侵食性マグネシウム合金中の希土類金属の総量は、2.5重量パーセント未満のレベルで維持される。0.1~0.8重量パーセントの量の希土類金属の添加により、生侵食性マグネシウム合金の腐食速度corrosionrateは著しく増大されないが、前記合金の機械的性質は向上され得る。表Iには、生侵食性マグネシウム合金の特定の例が示されている。表IIは、比較の目的のために、多数のマグネシウム合金を含む。表IIIは、表Iからの合金の各々に対する平均腐食電位、電流密度および腐食速度を示している。図2Aは、表Iのこれらの元素の各々の応力-歪曲線を示している。図2Bは、AZ80対Lc1の応力-歪曲線を示している。図3は、表Iおよび表IIのマグネシウム合金のうちのいくつかの腐食速度を示している。図示されるように、AZ80、AZNdY、AZNdおよびAZM合金はすべて、L1d、L1e、L1cおよびWE43の侵食速度より低い侵食速度を有する。AZ80の侵食速度はWE43の半分未満の侵食速度である。図2Aおよび図2Bは、合金をバスコチューブvascotubeに引き込んだ後の表I中のAZ80、Lc1、ALZおよび他の合金の応力-歪曲線を示している。これらの応力-歪曲線は、表Iの合金がステントに用いられるのに適した機械的性質を有することを示している。具体的には、各合金は、10~25パーセントの歪みの後、約200~250MPaの応力において上降伏点を有しており、約300~400MPaの応力において極限引張点ultimatetensilepointを有する。ステントは緊縮および拡張の間に著しく変形され得、よって特定のステント設計によって、10~25パーセントの歪みが可能である。より歪みを許容する材料は、より緩やかな角を有するステントよりも小寸に緊縮され得る、より鋭い角を有するステント設計において用いられ得る。さらに、上降伏点の応力よりも大きな応力において極限引張点を有する材料は、ステントの他の部分が拡張されないままである間にステントのいくつかの部分が破壊するまで変形されるという危険性を最小限にしながら、ステントが一様に拡張されることを可能にする。更に、約200~250MPaの表Iの材料の上降伏点は、脈管を開放しておくために半径方向力を維持するのに十分に高く、したがって、いったん植え込まれたステントの塑性変形を回避する。加えて、表Iの各材料の応力-歪曲線の初期の傾きは、植込み部位における拡張直後に、より小径に戻るステントの弛緩を最小限にするのに十分に急勾配である。拡張直後のステントの弛緩は、大きすぎる場合には、ステントと血管壁との間に隙間を残し得る。図2Aの応力-歪曲線はまた、希土類金属を含有する合金は、より大きな延性を示すAZ80よりも長い破断伸びelongationatbreakを有することを示している。AZ80は、降伏比yieldstrengthratioに対して高い極限引張強さultimatetensilestrengthを有しており、これは完全に拡張され得るステントを生じさせる。極限引張強さが降伏強度とほぼ同じである場合、ステントはそのステントが完全に拡張する前に破損し得る。L1cおよびAZ80は同等の極限歪速度を有する。図4Aおよび図4Bは、マウスにおいて腹膜に植え込まれた未被覆bareマグネシウム棒の外植体の30日後を示している。図4AはAZ80合金の棒を示しており、一方、図4BはWE43合金の棒を示している。実験において、インビボの生分解を研究するために、1mmの直径を有する長さ4mmの長尺棒がマウスに腹腔内かつ皮下に植え込まれた。棒はステントと比較して成形工程が少なくて済み、棒の腹腔内植込みは血管流体環境を模倣することができる。マウス中で30日後、AZ80棒は水酸化マグネシウムコーティングを有した。マウス中で30日後、より速く腐食するWE43棒は、リン酸マグネシウム結晶によって被覆されている。リン酸マグネシウム結晶は、周囲流体中のリン酸イオンと反応するMgイオンの局所的なオーバーロードにより得る。より遅く腐食するAZ80の場合には、マグネシウムイオンが生成される速度は、マグネシウムイオンが局所的な結晶を形成することなく、全身で除去され得るのに十分に低くなり得る。血管環境内におけるリン酸マグネシウムはカルシウム沈着と置き換えることができ、したがって、植え込み部位における石灰化をもたらし得る。従って、AZ80合金は、WE43のようなより速く侵食されるマグネシウム合金と比較した場合、体内に植え込まれた生侵食性マグネシウム合金を有することに関連する有害反応を最小限にするように思われる。コーティングは、生理的環境内に配置した際の生侵食性マグネシウム合金の初期劣化をゆっくりとするか、または遅延させるために適用され得る。生体侵食プロセスを遅延させることにより、ステントの強度が体管腔内例えば血管内での留置に関連する負荷下においてステントが機能しなくなる時点まで低減される前に、身体通路が治癒することを可能にし、ステントが内皮化される管腔壁の組織細胞によって包囲されるようになることを可能にすることができる。内皮化されたステントが分解するとき、ステントの破片は管腔壁組織によって含まれ、よって血流に放出される可能性は低くなり得る。内皮化はまた、血流の酸素に富んだ乱流が内部人工器官と接触するのを阻止することができ、よって内部人工器官の侵食速度をさらに低減することができる。前記コーティングは1つ以上の層を備え得る。いくつかの実施形態において、前記コーティングは連続的であり、かつ本質的に非多孔質である。前記コーティングは自己制御的堆積プロセスself-limitingdepositionprocessによって形成することができる。自己制御的堆積プロセスでは、コーティング単層の成長は、十分な量の堆積材料が依然として利用可能であったとしても、例えば、関係する分子の熱力学的状態または結合の性質のために特定の時点から停止する。例えば、2009年7月24日出願のMedicalDevicesHavinganInorganicCoatingLayerFormedbyAtomicLayerDepositionと題された米国仮特許出願第61/228,264号は、原子層堆積原子層エピタキシーとしても知られているのプロセスを記載している。前記特許文献は、参照により本願に援用される。分子層堆積プロセスは、例えば有機層を堆積させる場合にも用いることができる。他の方法としては、パルスプラズマ強化化学蒸着pulsedplasma-enhancedchemicalvapordepositionセマンSemanら、AppliedPhysicsLetters90:1315042007年参照および照射誘起蒸着irradiation-inducedvapordepositionが挙げられる。原子層堆積のようなコーティングを形成する自己制御的堆積プロセスを用いることによって、コーティングは、生侵食性マグネシウムステントの異なる領域にわたる厚さの一層の均一性、および/またはより高度な共形性conformalityを有し得る。共形コーティングは、非常に高いアスペクト比構造例えば深く狭いトレンチまたはナノ粒子などを有する表面にさえ可能である。本明細書において共形とは、コーティングが医療装置の幾何学的形状の輪郭に従って、医療装置の実質的にすべての表面を連続的に被覆することを意味する。例えば、図5Aは、非常に構造化された多孔性表面と、細孔の内表面を被覆してステントストラットの生侵食性マグネシウム合金を完全に保護する共形コーティング82とを備えたステントストラット22の断面を示している。他の実施形態では、ステントストラットの反内腔側の表面のみが多孔性であり、ストラットの残りの側面は滑らかである。多孔構造は、生侵食性マグネシウム合金の表面上にナノ粒子を空気圧によって発射することpneumaticallyprojectingによって形成され得る。例えば、前記ナノ粒子は電荷マグネシウムナノ粒子chargemagnesiumnanoparticlesであり得る。他のコーティング法は、そのような構造に対してコーティングの課題を呈するであろう。ラインオブサイトコーティングプロセス例えばスプレーコーティングでは、被覆の隙間gapincoverageがあったり、または不相応に薄いコーティングがあったりすることがある。これに代わって、浸漬被覆またはゾルーゲルのような液相法においては、コーティング液が表面張力のために細孔に蓄積することがある。前記コーティングは、いくつかの実施形態において、酸化チタンを含有する。酸化チタンコーティングは生体適合性であり、低い血栓形成性を有する。地金ステンレス鋼ステントbaremetalstainlesssteelstentと比較すると、酸化チタン被覆ステントは、約7日後に、約2倍の内皮細胞表面被覆率を達成することができる。さらにポリb-スチレン-b-イソブチレン-b-スチレンSIBS被覆ステントと比較すると、酸化チタン被覆ステントは、約7日後に、約4倍の内皮細胞被覆率を達成することができる。さらに、酸化チタンはまた、下に位置するマグネシウム合金表面への強い結合を形成することができ、前記表面からの侵食に対して耐性を有する。酸化チタンのコーティングは、原子層堆積によって、例えば酸化チタンコーティングの生成の前駆体材料として四塩化チタンTiCl4および水H2Oを用いることにより、形成することができる。例えば、そのプロセスは下記の2つの連続した半反応を伴い得る:A:Mg-OHTiCl4g→:Mg-O-TiCl3HClB:Mg-O-TiCl33H2O→:Mg-O-TiOH33HCl上記式中、:Mg-OHおよび:Mg-O-TiCl3は表面種である。これらの2つの半反応は全反応:Mg-OHTiCl43H2O→:Mg-O-TiOH34HClを与える。酸化チタンコーティングを形成するための四塩化チタンおよび他の前駆体材料は、ミズーリ州セントルイスのシグマ-オールドリッチコーポレイションSigma-AldrichCorporationから得ることができる。生体適合性、多孔性、表界面surfaceinterfaceおよび/または酸化チタンコーティングの耐食性は、その結晶構造にも依存し得る。この点に関して、酸化チタンは非晶質形または結晶形で存在し得る。原子層堆積において、酸化チタンの結晶のアナターゼ型crystallineanataseformは、比較的高い堆積温度例えば250°C超で優先的に成長するのに対し、酸化チタンの非晶形は比較的低い堆積温度例えば150°C未満で優先的に成長する。前記コーティングはまた、シリカSiO2、窒化ケイ素Si3N4、酸化アルミニウムAl2O3、窒化ホウ素BN、酸化亜鉛ZnO、タングステンW他を含有することができる。例えば、酸化アルミニウムは、前駆体としてトリメチルアルミニウムおよび水を用いた原子層堆積によって、50°Cという低い堆積温度を用いて、堆積され得る。酸化イリジウムコーティングは、230~290°Cの温度で、エチルシクロペンタジエニル1,5-シクロオクタジエンイリジウムおよび酸素ガスの交互の供給を用いた原子層堆積によって堆積することができる。他の可能な無機物コーティングとしては、B2O3、Co2O3、Cr2O3、Fe2O3、Ga2O3、HfO2、In2O3、MgO、Nb2O5、NiO、Pd、Pt、SnO2、Ta2O5、TaNx、TaN、AlN、TiCrOx、TiN、VO2、WO3、ZnO、Ta/AlN、Ti/AlN、Al/ZnO、ZnS、ZnSe、ZrO、Sc2O3、Y2O3、Ca10PO4OH2ヒドロキシルアパタイト、および希土類酸化物が挙げられ、これらもまた原子層堆積プロセスを用いて堆積することができる。前記コーティングはまた多層構造を備えることができる。前記多層構造は異なる材料が交互に重なった層から形成され得る。例えば、コーティングは酸化アルミニウムと酸化チタンとが交互に重なった層を含み得る。いくつかの実施形態において、多層構造は異なるレベルの多孔性および/または結晶構造を有し得る。例えば、前記多層構造は、いくつかの層は非晶質かつ非多孔質であり、他の層は結晶性かつ多孔質である酸化チタンの多数積層を含むことができる。多孔性を制御するために各単層の堆積を制御することによって、特定の使用に対して所望の初期の侵食の遅延および/または低減が調整され得る。前記コーティングは有機物質を含有し得る。1,2,3,5-ベンゼンテトラカルボン無水物-4,4-オキシジアニリンPMDA-ODAおよび1,2,3,5-ベンゼンテトラカルボン無水物-1,6-ジアミノヘキサンPMDA-DAHのような、3-アミノプロピルトリメトキシシロキサンおよびポリイミドを含む有機物質のコーティングを堆積させるために、分子層堆積が用いられ得る。分子層堆積において、モノマーは自己制御的反応において露出した基材表面と反応し、前記反応はまた単層を生じる。分子層堆積はまた特定の多孔性をもたらすように制御することができる。いくつかの実施形態において、前記コーティングは、原子層堆積で堆積された無機材料酸化アルミニウムまたは酸化チタンなどと1種以上の分子層堆積で堆積されたポリマーとの複合材を含み得る。医療装置を原子層堆積または分子層堆積によって被覆することにより、バッチ処理が生産効率および/またはプロセス信頼性を向上させることを可能にし得る。多数のステントをコーティング室内に配置して、それらのステントを原子層堆積または分子層堆積によって同時に被覆することができる。また、これは多数のステントが同一の堆積条件に供されることを可能にし得るため、実質的に同一のコーティングを各ステントに施すことができるので、プロセス信頼性が改善され得る。本開示に従う無機物コーティングは、特定の用途によって、様々な厚さを有し得る。コーティングが厚すぎる場合には、ステントの拡張および植込みの際にコーティングがひび割れし得る。従って、いくつかの実施形態において、無機物コーティングの厚さは30nm未満であり、場合によっては20nm未満である。無機物コーティングは0.5nmと薄くてもよいが、他の厚さも可能である。より具体的には、前記コーティングは1~10nmの厚さである。さらなる実施形態において、前記コーティングは約5nmの厚さである。前記コーティングはまた変更可能な厚さを有し得る。例えば、原子層堆積プロセス中に、ステントの一部を選択的にマスクすることができ、かつ/または単層を堆積させる交互の工程の間にコーティングの一部を除去することができる。異なる厚さの領域は、生理液が、所望の侵食遅延期間後に、下に位置する生侵食性マグネシウム合金と接触することを保証することができる。さらに、より薄いコーティング部分は、コーティングが所定の線に沿って破断することを可能にし得る。例えば、生侵食性マグネシウム合金が侵食されたずっと後に、非多孔質酸化チタンコーティングの一部が体内に残存することがあり、よって前記コーティングが小さく規則的な大きさの破片に壊れることを保証することは有益であり得る。いくつかの実施形態において、交互になった単層は、多孔質および非多孔質であり得、コーティングのより薄い部分は生侵食性マグネシウム合金の体液への曝露を保証するために多孔質であり得る。前記ステントは任意で治療薬を含有することができる。本発明において用いられる治療薬は、任意の薬学的に許容可能な薬剤例えば薬物、生体分子、小分子または細胞であり得る。例示的な薬物としては、パクリタキセル、シロリムスラパマイシン、タクロリムス、エベロリムス、バイオリムス、およびゾタロリムスのような抗増殖薬剤が挙げられる。例示的な生体分子としては、ペプチド、ポリペプチドおよびタンパク質;抗体;オリゴヌクレオチド;二重鎖または一本鎖DNAネイキッドおよびcDNAを含む、RNAのような核酸、アンチセンスDNAおよびRNAのようなアンチセンス核酸、低分子干渉RNAsmallinterferingRNA:siRNAおよびリボザイム;遺伝子;炭水化物;増殖因子を含む血管新生因子;細胞周期阻害剤;および抗再狭窄剤が挙げられる。例示的な小分子としては、ホルモン、ヌクレオチド、アミノ酸、糖、脂質、および100kD未満の分子量を有する化合物が挙げられる。例示的な細胞としては、幹細胞、前駆細胞、内皮細胞、成人の心筋細胞および平滑筋細胞が挙げられる。しかしながら、特定の治療薬は、生侵食性マグネシウム合金と反応して、生侵食性マグネシウム合金の侵食を加速し、かつ/または治療薬を分解し得る。従って、前記治療薬は生侵食性マグネシウム合金から隔離され得る。いくつかの実施形態において、前記治療薬は、本質的に非多孔質の共形コーティングによって、生侵食性マグネシウム合金から隔離される。例えば、図5B~図5Dは、治療薬84とストラット22の生侵食性マグネシウム合金との間に配置された共形コーティング82を有するステントストラットの断面を示している。前記治療薬は、薬剤の放出速度を制御するために、ポリマーと組み合わされ得る。しかしながら、いくつかのポリマーは、接触した組織を刺激することが判明している。さらに、いくつかの生分解性ポリマーは、炎症反応を誘発する酸性の副生物および分解産物を発生する。さらに、いくつかのポリマーは、ステントsentの内皮化を遅延させる。例えば、SIBSは、地金ステンレス鋼ステントと比較して、内皮化を遅延させる。従って、前記ステントは、本質的にポリマーを含まないことが可能である製造工程中に偶発的に導入され得る任意の少量のポリマー材料の存在を考慮して、容認当業者がそれにもかかわらずそのコーティングは任意のポリマー材料を含まないとみなす。いくつかの実施形態において、薬物放出の速度は、被覆された細孔のポアサイズと、多孔構造を通る拡散速度とによって決定され得る。例えば、図5Bは、細孔開口の寸法に基づいた治療薬84を放出する構造を示している。治療薬の放出を制御するために、バリア層も用いられ得る。図5Cおよび図5Dは、治療薬84上に配置されたバリアコーティング86を有する構造を示している。前記治療薬は、連続層または不連続層として、といった方法を含む多くの方法で分散され得る例えば、治療薬は、パターン化層であってもよいし、細孔内にあってもよいし、または島または粒子として分散されてもよい。前記バリア層は原子層堆積によって堆積された多孔質無機層であり得る。前記バリア層が治療薬上に堆積されるとき、堆積温度は前記治療薬の熱分解を回避または低減するように選択され得る。例えば、堆積プロセス中に治療薬を維持するためには125°C未満の堆積温度が有用であり得る。酸化アルミニウムのようなバリア層には、50°Cという低い堆積温度が用いられ得る。コーティング86の多孔性、厚さおよび/または分解性のようなバリア層86の様々な特性は、治療薬の放出速度に影響を与えるであろう。コーティング86の多孔性および/または分解性はその組成に依存し得る。例えば、酸化アルミニウム、酸化亜鉛または酸化ケイ素から形成された無機物コーティングは、同一の厚さの酸化チタンコーティングよりも、より多孔性であり、かつ/またはより迅速に例えば、水溶液中への浸漬後、または患者体内への植込み後、数日または数週間以内に分解し得る。一部の例では、前記無機物コーティングは、患者の体内における医療装置の植込み後、4週間以内に完全に分解する。図5Cは、共形非多孔質コーティング82と、細孔内の1つ以上の治療薬84と、コーティング82および治療薬84の上に配置されたバリア層86とを有する多孔質ステントストラット22を示している。治療薬の放出の制御に加えて、前記バリア層は、多孔質ステントストラットの外面を滑らかにすることができる。図5Dは、共形非多孔質コーティング82と、治療薬84と、バリア層86とを有する非多孔質ストラットを示している。非多孔質コーティング82は、生侵食性マグネシウムを治療薬から保護し、また生侵食性マグネシウム合金の生体侵食を遅延させることができる。非多孔質コーティング82は原子層堆積によって堆積された酸化チタンであってもよい。いくつかの実施形態において、非多孔質コーティング82は約2nmの厚さを有し得る。バリア層86は治療薬84を覆って、治療薬の放出を制御することができる。バリア層86の一部は、治療薬のストラットへの付着を増大させるプライマー層として、治療薬84を堆積する前に堆積され得る。バリア層86は原子層堆積によって堆積された酸化アルミニウムであってもよい。バリア層86は約15nmの厚さを有し得る。前記治療薬は、溶液中において被覆ステントストラットに適用され得、乾燥されると、前記治療薬は治療薬堆積物84に分散されるようになり得る。代替の実施形態において、前記治療薬は、堆積物84の代わりに、連続層として提供されてもよい。前記ステントはまた1つ以上の画像化マーカーを備えることができる。画像化マーカーはステントの配置を支援し得る。画像化マーカーは、ステントのX線視覚化を可能にする放射線不透過性マークであり得る。いくつかの実施形態において、前記ステントは担体中に金ナノ粒子を含有することができる。前記担体は有機物または無機物であり得る。例えば、前記担体は、ポリマー例えばポリ乳酸-co-グリコール酸または脂肪酸例えばトリグリセリドであり得る。いくつかの実施形態において、金ナノ粒子は細孔内に配置され得る。前記ナノ粒子はまた、原子層堆積を用いて堆積された無機物コーティング例えば酸化チタンも含み得る。画像化マーカーは、ステント上の選択した位置に配置され得る。前記コーティングおよび/またはバリア層は、前記コーティングが超親水性になるように、光触媒効果を受けることができ得る。例えば、酸化チタンコーティングは、MedicalDevicesWithSelectiveCoatingと題された米国特許出願公開公報第2008/0004691号ウェーバーらによる、出願番号第11/763,770号に記載されている技術を用いて、超親水性および/または疎水性にされ得る。前記特許文献は、参照によって本願に援用される。例えば、酸化チタンコーティングが医療装置上に施された後、前記医療装置を暗環境に配置して酸化チタンコーティングを疎水性にし、その後、前記コーティングまたは前記コーティングの選択部分をUV光に曝露して前記コーティングまたは選択部分を超親水性になるようにすなわちコーティング上の水滴が5°未満の接触角を有するようにする。超親水性のコーティングは、治療薬を保持するため、より生体適合性の表面をステントに提供するため、および/またはステントへの内皮細胞の付着を促進するために有用であり得る。他の部分に比べて、より親水性であるか、または疎水性であるコーティングのいくつかの部分を選択的に形成することによって、薬剤または他のコーティング材のような他の材料を、これらの他の材料の親水性または疎水性に基づいて、ステント上またはステントの細孔内に選択的に適用することが可能になり得る。例えば、共形コーティング82の反内腔側面は、ステント20の管腔内に挿入された光ファイバー線を介したUV光曝露によって超親水性にされ得るか、または共形コーティング82の管腔側面は、ステント20の外側をUV光に曝露することにより超親水性にされ得る。ステント20は、例えば冠血管系および末梢血管系などの血管または非血管の管腔用に構成することができる。例えば、ステント20は、食道または前立腺で使用するために構成することができる。他の管腔としては、胆管管腔、肝臓内腔、膵臓内腔、および尿道腔が挙げられる。ステント20は、所望の形状および大きさのもの例えば、冠状動脈用ステント、大動脈用ステント、末梢血管用ステント、胃腸用ステント、泌尿器用ステント、気管/気管支用ステント、および神経用ステントであり得る。用途によって、前記ステントは、例えば約1mm~約46mmの直径を有し得る。特定の実施形態において、冠状動脈用ステントは約2mm~約6mmの拡張径を有し得る。一部の実施形態において、末梢用ステントは約4mm~約24mmの拡張径を有し得る。特定の実施形態において、胃腸用および/または泌尿器用ステントは約6mm~約30mmの拡張径を有し得る。一部の実施形態において、神経用ステントは約1mm~約12mmの拡張径を有し得る。腹部大動脈瘤AAA用ステントおよび胸部大動脈瘤TAA用ステントは、約20mm~約46mmの直径を有し得る。前記ステントは、バルーン拡張可能であってもよいし、自己拡張可能であってもよいし、またはそれら双方の組み合わせであってもよい例えば米国特許第6,290,721号参照。ステント20と共に用いられ得る医療装置の限定されない例としては、ステントグラフト、心臓弁、人工心臓、およびステント構造に関連して用いることができる他の装置が挙げられ得る。そのような医療装置は、脈管構造、胃腸管、腹部、腹膜、気道、食道、気管、結腸、直腸、胆管、尿管、前立腺、脳、脊椎、肺、肝臓、心臓、骨格筋、腎臓、膀胱、腸、胃、膵臓、卵巣、子宮、軟骨、眼、骨、関節などのような、身体構造内、体腔内、または体管腔内に埋め込まれるか、または別の方法で使用される。本明細書において言及するすべての刊行物、特許出願、特許、および他の参考文献は、参照によって余すところなく本明細書に援用される。さらに他の実施形態も以下の特許請求の範囲の範囲内にある。"