"a表面を有するコアと、b前記コアの前記表面の少なくとも一部の上の生体侵食性金属と、を含む部材を具備し、前記生体侵食性金属が、前記コアより低速で侵食され、かつ、埋め込まれたときに前記コアに生理液が接触するのを可能にする開口部を含む、生体侵食性埋込み型内部人工器官。前記コアが生体侵食性ポリマーを含む、請求項1に記載の内部人工器官。前記生体侵食性ポリマーが、PLA、PLGAおよびそれらの組合せのいずれかである、請求項2に記載の内部人工器官。前記コアがコラーゲンを含む、請求項1に記載の内部人工器官。前記コアが薬剤を含む、請求項1に記載の内部人工器官。前記コアが、放射線不透過性粒子を含む、請求項1に記載の内部人工器官。生体侵食性金属が、鉄およびその合金のいずれかを含む、請求項1に記載の内部人工器官。生体侵食性金属が、マグネシウムおよびその合金のいずれかを含む、請求項1に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属が、埋め込まれたときに前記コアに生理液が接触するのを可能にする複数の孔を備える、請求項1に記載の内部人工器官。前記孔が、直径が約1マイクロメートル~約20マイクロメートルのマイクロメートルサイズの孔である、請求項9に記載の内部人工器官。生体侵食性金属に、埋め込まれたときに前記コアに生理液が接触するのを可能にする溝が設けられている、請求項1に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属がメッシュの形態である、請求項1に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属が、厚さが約20マイクロメートル約20ミクロン~約40マイクロメートル約40ミクロンである、請求項1に記載の内部人工器官。前記部材がストラットである、請求項1に記載の内部人工器官。ステントである、請求項1に記載の内部人工器官。生体侵食性内部人工器官であって、各々が金属シェルを含む径方向に拡張可能な部材であって、前記金属シェルが、前記金属シェルより機械的に強度が低いコアの少なくとも一部を覆うことにより、前記部材が拡張したときに径方向の機械的強度を提供する、部材と、各々が、前記内部人工器官の長手方向軸に沿った2つの径方向に拡張可能な部材を接続する長手方向コネクタと、を具備する内部人工器官。各長手方向コネクタが、前記長手方向軸に沿って可撓性を提供するように、前記金属シェルのないコアを含む、請求項16に記載の内部人工器官。a中空コアと、b前記コアを包囲しかつ表面を有する多孔質生体侵食性金属であって、密度が、前記表面から前記コアまで厚さ方向に低減する、多孔質生体侵食性金属と、c埋め込まれたときに前記多孔質生体侵食性金属、前記コアまたは両方に生理液が接触するのを可能にする開口部を提供する、前記生体侵食性金属の表面の少なくとも一部を覆う生体侵食性層と、を含む部材を具備する生体侵食性埋込み型内部人工器官。前記生体侵食性層が生体侵食性ポリマーを含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性ポリマーが、PLA、PLGAおよびそれらの組合せのいずれかである、請求項19に記載の内部人工器官。前記生体侵食性ポリマーが導電性粒子を含む、請求項19に記載の内部人工器官。前記導電性粒子が導電性ポリマー粒子を含む、請求項21に記載の内部人工器官。前記多孔質生体侵食性金属の多孔率が、前記表面から前記コアまで厚さ方向に増大する、請求項18に記載の内部人工器官。前記多孔質生体侵食性金属が、厚さが約30マイクロメートルであり、前記中空コアが、直径が約60マイクロメートルである、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属が、前記中空コアと連通しかつ前記生体侵食性層によって覆われる溝を含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性層が、前記生体侵食性金属より侵食性が低い、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性層が薬剤を含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性層が多孔質である、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性層に溝が設けられている、請求項18に記載の内部人工器官。前記コアが放射線不透過性粒子を含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属が、鉄およびその合金のいずれかを含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属が、マグネシウムおよびその合金のいずれかを含む、請求項18に記載の内部人工器官。前記生体侵食性金属孔がナノサイズの孔である、請求項18に記載の内部人工器官。前記部材がストラットである、請求項18に記載の内部人工器官。前記部材がコネクタである、請求項18に記載の内部人工器官。ステントである、請求項18に記載の内部人工器官。内部人工器官を製造する方法であって、生体侵食性基材の周囲に適合するように第1生体侵食性材料を堆積させるステップと、前記生体侵食性基材の一部を露出させるように前記第1生体侵食性材料を通して溝を形成するステップと、前記溝を通して前記生体侵食性基材を除去するステップと、前記第1生体侵食性材料の上に第2生体侵食性材料を堆積させ、前記溝の開口部を覆うステップであって、前記第2生体侵食性材料が前記第1生体侵食性材料より侵食性が低い、ステップと、を含む方法。前記第1生体侵食性材料がナノ多孔質金属網を含む、請求項37に記載の方法。前記第1生体侵食性材料が、ナノクラスタ堆積システムを用いて堆積する、請求項37に記載の方法。前記第1生体侵食性材料が、約1オングストローム/秒~約10オングストローム/秒の堆積速度で堆積する、請求項37に記載の方法。前記生体侵食性基材が生体侵食性ポリマーを含む、請求項37に記載の方法。前記生体侵食性基材が、微細成形によって形成される、請求項37に記載の方法。前記溝が、レーザアブレーションによって生成される、請求項37に記載の方法。前記生体侵食性基材が、か焼、プラズマエッチングおよび化学溶解のいずれかによって除去される、請求項37に記載の方法。前記第2生体侵食性材料が、生体侵食性ポリマーを含む、請求項37に記載の方法。前記第2生体侵食性材料が、噴霧、ディップコーティングおよびスパッタリングのいずれかによって堆積する、請求項37に記載の方法。前記第2生体侵食性材料は、前記溝の前記開口部の上の厚さが、前記第1生体侵食性材料の上の前記第2生体侵食性材料の厚さより小さい、請求項37に記載の方法。前記第2生体侵食性材料が体液と接触すると、前記溝の前記開口部を開放するように前記第2生体侵食性材料を腐食させるステップをさらに含む、請求項37に記載の方法。前記体液が、前記溝を通して前記第1生体侵食性材料に接触し、前記第1生体侵食性材料を腐食させるようにするステップをさらに含む、請求項48に記載の方法。a表面を有する生体侵食性ポリマーコアと、b前記コアの前記表面の少なくとも一部の上の多孔質生体侵食性鉄層と、c前記コア内の酸化鉄粒子と、を含む部材を具備する生体侵食性埋込型内部人工器官。前記生体侵食性ポリマーがコラーゲンを含む、請求項50に記載の内部人工器官。前記コラーゲンが陰イオン性および中性のいずれかである、請求項51に記載の内部人工器官。前記コアが薬剤を含む、請求項51に記載の内部人工器官。内部人工器官を製造する方法であって、コラーゲンコアの周囲に生体侵食性金属シェルを形成するステップであって、前記生体侵食性シェルは、体液が前記コラーゲンコアに達するのを可能にする開口部を含む、ステップと、前記体液の存在下で不溶性金属化合物粒子を生成するように、前記生体侵食性金属シェルを腐食させるステップと、前記不溶性金属化合物粒子を前記コラーゲンコアに組み込んで、前記コラーゲンコアの機械的強度を増大させるステップと、を含む方法。前記体液の存在下で溶性金属化合物を生成するように、前記生体侵食性金属シェルおよび前記コラーゲンを腐食させるステップをさらに含む、請求項54に記載の方法。前記生体侵食性金属が鉄を含み、前記不溶性金属化合物が酸化鉄を含む、請求項54に記載の方法。第1生体侵食性材料を含みかつ第2生体侵食性材料を有するコアを封入するシェルを含み、前記第1生体侵食性材料が前記第2生体侵食性材料より腐食性が低い、部材を具備する内部人工器官。本発明の目的は、上記した内部人工器官をより向上させた内部人工器官を提供することにある。一態様では、本発明は、a表面を有するコアと、bコアの表面の少なくとも一部の上の生体侵食性bio-erodible金属とを含む部材を備え、生体侵食性金属が、コアより低速で侵食され、かつ埋め込まれたときにコアに生理液が接触accessするのを可能にする開口部を含む、生体侵食性埋込み型内部人工器官を特徴とする。実施形態は、以下の特徴のうちのいずれか1つまたは複数を含むことができる。コアは、生体侵食性ポリマーを含む。生体侵食性ポリマーは、PLA、PLGAまたはそれらの組合せである。コアはコラーゲンを含む。コアは薬剤を含む。コアは、放射線不透過性粒子を含む。生体侵食性金属は、鉄またはその合金を含む。生体侵食性金属は、マグネシウムまたはその合金を含む。生体侵食性金属は、埋め込まれたときにコアに生理液が接触するのを可能にする複数の孔を備える。孔は、直径が約1マイクロメートル約1ミクロン~約20マイクロメートル約20ミクロンのマイクロメートルサイズの孔である。生体侵食性金属に、埋め込まれたときにコアに生理液が接触するのを可能にする溝が設けられている。生体侵食性金属がメッシュの形態である。生体侵食性金属は、厚さが約20マイクロメートル約20ミクロン~約40マイクロメートル約40ミクロンである。部材はストラットである。内部人工器官はステントである。別の態様では、本発明は、生体侵食性内部人工器官であって、各々が金属シェルを含む径方向に拡張可能な部材であって、金属シェルが、金属シェルより機械的に強度が低いコアの少なくとも一部を覆うことにより、部材が拡張したときに径方向の機械的強度を提供する、部材と、各々が、内部人工器官の長手方向軸に沿った2つの径方向に拡張可能な部材を接続する長手方向コネクタとを備える、内部人工器官を特徴とする。各長手方向コネクタは、長手方向軸に沿って可撓性を提供するように、金属シェルのないコアを含むことができる。別の態様では、本発明は、a中空コアと、bコアを包囲しかつ表面を有する多孔質生体侵食性金属であって、密度が、表面からコアまで厚さ方向に低減する、多孔質生体侵食性金属と、c埋め込まれたときに多孔質生体侵食性金属、コアまたは両方に生理液が接触するのを可能にする開口部を提供する、生体侵食性金属の表面の少なくとも一部を覆う、生体侵食性層とを含む部材を備える、生体侵食性埋込み型内部人工器官を特徴とする。実施形態は、以下の特徴のうちのいずれか1つまたは複数を含むことができる。生体侵食性層は生体侵食性ポリマーを含む。生体侵食性ポリマーは、PLA、PLGAまたはそれらの組合せである。生体侵食性ポリマーは導電性粒子を含む。導電性粒子は導電性ポリマー粒子を含む。多孔質生体侵食性金属の多孔率は、表面からコアまで厚さ方向に増大する。多孔質生体侵食性金属は、厚さが約30マイクロメートル約30ミクロンであり、中空コアは、直径が約60マイクロメートル約60ミクロンである。生体侵食性金属は、中空コアと連通しかつ生体侵食性層によって覆われる溝を含む。生体侵食性層は、生体侵食性金属より侵食性が低い。生体侵食性層は薬剤を含む。生体侵食性層は多孔質である。生体侵食性層に溝が設けられている。コアは放射線不透過性粒子を含む。生体侵食性金属は、鉄またはその合金を含む。生体侵食性金属は、マグネシウムまたはその合金を含む。生体侵食性金属孔はナノサイズの孔である。部材はストラットである。部材はコネクタである。内部人工器官は、ステントである。別の態様では、本発明は、内部人工器官を製造する方法を特徴とする。本方法は、生体侵食性基材の周囲に適合するように第1生体侵食性材料を堆積させるステップと、生体侵食性基材の一部を露出させるように、第1生体侵食性材料を通して溝を形成するステップと、溝を通して生体侵食性基材を除去するステップと、第1生体侵食性材料の上に第2生体侵食性材料を堆積させ、溝の開口部を覆うステップであって、第2生体侵食性材料が第1生体侵食性材料より侵食性が低い、ステップとを含む。実施形態は、以下の特徴のうちのいずれか1つまたは複数を含むことができる。第1生体侵食性材料はナノ多孔質金属網を含む。第1生体侵食性材料は、ナノクラスタ堆積システムを用いて堆積する。第1生体侵食性材料は、約1オングストローム/秒~約10オングストローム/秒の堆積速度で堆積する。生体侵食性基材は、生体侵食性ポリマーを含む。生体侵食性基材は、微細成形micromoldingによって形成される。溝は、レーザアブレーションによって生成される。生体侵食性基材は、か焼、プラズマエッチングまたは化学溶解によって除去される。第2生体侵食性材料は、生体侵食性ポリマーを含む。第2生体侵食性材料は、噴霧、ディップコーティングまたはスパッタリングによって堆積する。第2生体侵食性材料は、溝の開口部の上の厚さが、第1生体侵食性材料の上の第2生体侵食性材料の厚さより小さい。本方法は、第2生体侵食性材料が体液と接触すると、溝の開口部を開放するように第2生体侵食性材料を腐食させるステップもまた含む。本方法は、体液が、溝を通して第1生体侵食性材料に接触し、第1生体侵食性材料を腐食させるようにするステップもまた含む。別の態様では、本発明は、a表面を有する生体侵食性ポリマーコアと、bコアの表面の少なくとも一部の上の多孔質生体侵食性鉄層と、cコア内の酸化鉄粒子とを含む部材を備える生体侵食性埋込型内部人工器官を特徴とする。生体侵食性ポリマーはコラーゲンを含む。コラーゲンは陰イオン性または中性である。コアは薬剤を含む。別の態様では、本発明は、内部人工器官を製造する方法を特徴とする。本方法は、コラーゲンコアの周囲に生体侵食性金属シェルを形成するステップであって、生体侵食性シェルは、体液がコラーゲンコアに達するのを可能にする開口部を含む、ステップと、体液の存在下で不溶性金属化合物粒子を生成するように、生体侵食性金属シェルを腐食させるステップと、不溶性金属化合物粒子をコラーゲンコアに組み込んで、コラーゲンコアの機械的強度を増大させるステップとを含む。本方法はまた、体液の存在下で不溶性金属化合物を生成するように、生体侵食性金属シェルおよびコラーゲンを腐食させるステップも含む。生体侵食性金属が鉄を含むことができ、不溶性金属化合物は酸化鉄を含むことができる。別の態様では、本発明は、シェルを含む部材を備える内部人工器官を特徴とする。シェルは、第1生体侵食性材料を含み、かつ第2生体侵食性材料を備えるコアを封入し、第1生体侵食性材料は第2生体侵食性材料より腐食性が低い。実施形態は、以下の利点のうちのいずれか1つまたは複数を含むことができる。ステントには、有利な機械的特性、生分解性および薬剤送達が提供される。ステントは、金属、たとえば生分解性金属鉄またはマグネシウム、およびポリマー、たとえば生分解性ポリマーPLGAまたはPLAからなる複合物を含むことができる。特に、ステントは、内側コアを含むことができ、それは、コアを径方向に包囲する材料とは材料および/または密度が異なる。一実施形態では、ステントのストラットは、外側ポリマー層、内側多孔質金属層および中空内部を有することができる。多孔質金属層は、発泡体の形態をとることができ、寸法が同じバルク金属層と実質的に同じ機械的強度を提供することができる。多孔質金属層は、バルク金属層より高速で分解し、より小さい総質量を有することができる。多孔質金属層の分解により、バルク金属層より少ない量の金属材料を使用者の体内で生成することができる。ポリマー層は、ステントに対し多孔質金属層より高い剛性を提供することができ、多孔質金属層より低速で分解することができる。多孔質金属層は、ポリマー層の剛性を補強するように、中空内部からポリマー層に向かって、たとえば連続的に増大する質量密度を有することができる。ステントは、体液が中空内部に達し多孔質金属層を腐食させるための通路を含むことにより、内側から外側に分解することができる。ポリマー層によって提供される所望の機械的強度は、腐食中、少なくとも約30日間~90日間持続する。別の実施形態では、ステントのストラットは、外側金属層および内側ポリマーマトリックスを有することができる。外側金属層は、ステントに対し所望の期間、機械的強度を提供することができ、内側ポリマーマトリックスは、外側層がその期間後に分解してなくなった後、迅速に分解する。ポリマーマトリックスはまた、ステントにさらなる機械的強度を提供するために、たとえば粒子または繊維の形態の金属または金属酸化物も含むことができる。ポリマーは、PLGA、PLAまたはコラーゲンであり得る。ポリマーマトリックスにおける金属または金属酸化物は、鉄またはマグネシウム系であり得る。ポリマーマトリックスは、腐食により外側金属層に孔が形成された後に溶出する薬剤を担持することができる。外側金属層はまた、たとえばレーザアブレーションにより事前に作製された孔を含むことが可能であり、それにより、ポリマーマトリックス内の薬剤は使用の開始時に溶出することができる。外側金属層はメッシュの形態をとることができる。体液は、ポリマーマトリックスのコラーゲンおよび外側金属層の金属と反応して、インビトロで追加の機械的強度を提供するようにコラーゲン内に含められる金属錯体形成物complexationを提供することができる。図1A~図1Cを参照すると、ステント20が、カテーテル14の遠位端の近くに担持されたバルーン12の上に配置され、バルーンおよびステントを担持する部分が閉塞部18の領域に達するまで、管腔16を通って誘導される図1A。その後、ステント20は、バルーン12を膨張させることによって径方向に拡張され、管壁に対して圧縮され、その結果、閉塞部18が圧縮され、ステントを包囲している管壁が径方向に拡張する図1B。その後、バルーンから圧力が解放され、カテーテルは管から抜去される図1C。図2を参照すると、拡張型ステント20は、複数のバンド22と、隣接したバンドの間に延在するとともにそれらバンドを接続する複数のコネクタ24とによって画定された管状部材の形態であるステント本体を有する。使用中、バンド22を、初期の小さい直径から大きい直径まで拡張させることにより、ステント20を管壁に接触させることができ、それにより管の開通性を維持することができる。コネクタ24は、ステント20に対し、ステントが管の輪郭に適合することができるようにする可撓性および追従性を提供することができる。1つまたは複数のバンド22は鋭角23を形成する。角度23は、ステントの拡張時に増大する。ステント本体20、バンド22およびコネクタ24は、管腔側面26、反管腔側外側abluminal面28および側壁面29を有することができる。実施形態では、バンドおよび/またはコネクタは、約50マイクロメートル約50ミクロン~約150マイクロメートル約150ミクロンの幅Wおよび厚さTを有する。ステント20は、体内管腔内に送達され体内管腔と接触した後に分解する生分解性ステントである。バンド22およびコネクタ24は、生分解性材料、たとえば、ポリ乳酸PLA、ポリ乳酸-グリコール酸共重合体PLGA、またはヘパリン/キトサン、カルボキシメチルセルロースおよびアミノアルキルメタクリレートコポリマー等の高分子電解質錯体等の生分解性ポリマー、鉄、鉄合金、タングステン、タングステン合金、マグネシウム、マグネシウム合金等の生分解性金属、酸化マグネシウム、酸化カルシウム等の生分解性金属酸化物、またはコラーゲン等の他の材料を含むことができる。いくつかの実施形態では、ステント壁は、有利な機械的特性、生分解性および薬剤送達を提供するように配置された、金属およびポリマー等の材料の組合せを含む。いくつかの実施形態では、ステント20に含まれるステント材料の体積は、限られた、たとえば最小限の量の分解したステント材料が体内管腔内に配置され、細胞レベルで身体に対し制御された、たとえば最小限の生物学的影響を与えるように選択され、たとえば最小限にされる。他方で、ステント20の体積およびステント材料は、ステント20の拡張のため、かつ必要な長さの時間t、たとえば約1か月~約3か月間、ステント20を拡張状態で支持するために、所望の機械的強度、たとえば径方向強度を提供するように選択される。生分解性ステント20は、ステントが使用されるときにステントと体液または身体組織との間のガルバニック反応を防止することができる。上述した特徴を有するステント20のバンド22およびコネクタ24の第1例を図3に示す。中空ステントストラット30バンドおよびコネクタの構成要素は、中空内部34を包囲する内面33を有する内側層32と、内側層32の外面35の外側層36とを含む。中空内部34は、内側層32および外側層36の通路38すべては図示せずと外側層36のポート40とを介してストラット30の外側に接続されている。使用時、体液が、外側層36の外面42と内側層32の内面33との両方に接触し、ストラット30は、内側および外側両方から腐食する。内側層32および外側層36の材料は、外側層36が内側層32よりストラット30の剛性をより支持するとともにはるかにより低速で腐食するように選択される。いくつかの実施形態では、ストラット30は、内側から外側に、すなわち実質的に中空内部34から、たとえば約1か月間腐食し、その後、第2層36が腐食して、第1層32の外面35を体液に露出させる。この時間tの間、ストラット30の機械的強度は実質的に維持される。外面35の露出の後、ストラット30の腐食は加速する。内側層32は、内面33から径方向44に沿って外面35まで密度が増大する金属を含むことができる。内側層32の低密度部分は、高密度部分より容易にかつより高速で腐食し、それにより、ストラットの内側から外側への腐食をさらに促進するとともにストラットの機械的強度を維持する。金属は、厚さdが約100ナノメートル~約50マイクロメートル約50ミクロンであるナノ多孔質金属発泡体である。多孔質金属発泡体の孔の直径は、約1ナノメートル~約5ナノメートルである。金属発泡体は、厚さが同様のバルク材料に類似する機械的強度を提供しながら、ステント材料の総体積を低く維持することができる。ナノ多孔質金属発泡体を、高強度または超高強度ナノコラムまたはナノワイヤの3次元網とすることができ、非常に多孔質とすることができる。たとえば、ナノ多孔質金属発泡体は、体積で約5、10、15および/また最大約20、25の孔を含む。バルク材料に比較してステント材料の同様の体積は低減される。発泡体の多孔質構造は体液が発泡体と接触する広い表面積を提供し、腐食を加速させることができる。内側層32で使用されるのに好適な金属として、鉄、マグネシウム、それらの合金または他の生分解性金属を挙げることができる。外側層36で使用されるのに好適な材料は、内側層32の金属より低速で腐食する金属である。たとえば、内側層32がマグネシウムを含む場合、外側層36は鉄を含むことができる。外側層36はまた、生分解性ポリマーコーティング、たとえばPLGAコーティングまたはPLAコーティングである。いくつかの実施形態では、生分解性ポリマーコーティングに金属粒子または導電性ポリピロールpolypyroleナノ粒子等の追加の粒子を配置することにより、外側層36の腐食速度および/または機械的強度をさらに低減することができる。外側層36の厚さを、内側層32が実質的に完全に腐食する前に、それと同時に、またはその後に、外側層36が実質的に完全に腐食するように選択することができる。内側層32は、内側から外側に腐食し、外側層36の腐食とは無関係であるため、ステント材料の総体積を低減するように、外側層36を、厚さを比較的薄くかつ腐食速度を低くすることができる。ストラット30は、外側層36に、体液と接触すると溶出する薬剤を担持することができる。いくつかの実施形態では、薬剤は、外側層36の腐食速度と同様の速度で溶出することができ、たとえば約1か月持続できる。外側層36が溶出する前の薬剤の溶出のための時間の長さtを、層36の厚さおよび/または腐食速度によって制御することができる。いくつかの実施形態では、内側層32もまた、たとえば多孔質発泡体の孔に薬剤を担持することができる。内側層32の薬剤は、溶出速度が、外側層36の薬剤の溶出速度より高速である。いくつかの実施形態では、ストラット30は、中空内部34に、金ナノ粒子等の放射線不透過性粒子図示せずを含むことができる。たとえば、金ナノ粒子層を、内側層32の内面33に形成することにより、種々の機能的段階、たとえば送達または腐食においてステントの視覚化を促進することができる。いくつかの実施形態では、放射線不透過性粒子を、たとえばマンティスMantis技法後述するを用いて内側層32を形成する金属粒子と同時に堆積させることができる。ポート40、通路38および中空内部34の寸法もまた、ステントが外側層36によって機械的に支持される時間長tに影響を与える可能性がある。たとえば、ポート40および通路38の直径が小さいことにより、長い時間長tが可能になる。各ポート40の直径を約0.5マイクロメートル~約10マイクロメートルとすることができ、各通路38の直径を、約0.5マイクロメートル~約10マイクロメートルとすることができ、中空内部34の内径を、約0.5マイクロメートル~約50マイクロメートルとすることができる。他の実施形態では、ポート40および通路38は、外側層36の面42から内側層32および外側層36に窪みが付けられた連続トレンチ図示せずの形態であり得る。トレンチ構造により、体液が迅速で中空内部34に達することができ、腐食が加速される。さらに他の実施形態では、ポート40および/またはトレンチを、外側層36の脆弱スポット図3によって封止することができる。使用時、ストラット30の内側層32は、脆弱スポットが腐食してなくなるまで腐食を開始せず、時間長tを延長することが可能である。所望の時間長t、機械的強度、薬剤溶出プロファイルおよび/またはストラットの腐食速度を得るために、ストラット30の部分の他の構成および寸法を使用することができる。図4は、ステントストラット30を作製する例を示す。たとえば微細成形により、薄いポリマーステントテンプレート46が提供される48。微細成形技術に関する情報は、たとえば英国スラウSlough、Englandのソブリンプラスティック社SovrinPlasticsから入手可能である。テンプレート46の寸法を、ストラットに形成される中空内部たとえば図3の中空内部34の寸法に基づいて選択することができる。たとえばナノクラスタ堆積システムIFCMedcicalまたはMantisUKを使用して、ナノ多孔質金属網50,54,58が、成形されたステントテンプレート46の上に逐次形成される52a~52c。堆積プロセス中、電荷を保持しているナノサイズの金属粒子、たとえば鉄粒子が、バイアス電圧下でテンプレート46に向かって加速される。テンプレート46に達すると、粒子は互いに、かつテンプレート46と衝突し、それらの速度に応じて部分的に溶解することができる。堆積した粒子により、ナノ多孔質網50、54、58が形成される。マンティス技法はまた、米国特許出願第60/857,849号明細書および米国特許出願公開第2008-0147177号明細書に述べられている。寸法の異なる粒子を使用して、かつこれらの粒子が堆積するバイアス電圧を制御することにより、ナノ多孔質網50,54,58の種々の多孔率を得ることができる。一般に、粒子が大きくかつ/またはバイアス電圧が低いことにより、孔が大きく多孔率の高い網が生成される。図4に示す例では、ステップ52a,52b,52cで使用されるバイアス電圧は、低い電圧から高い電圧に上昇し、多孔率が低下し孔サイズが低減するように網50,54,58が生成される。いくつかの実施形態では、多孔率の異なる網50,54,58を、バイアス電圧を連続的に変化させることにより同じ金属粒子を使用して連続的に形成することができる。網50,54,58の全体的な多孔率は、テンプレート46から外側網58まで連続的に増大することができる。いくつかの実施形態では、網50,54,58を別個のステップで形成することができる。種々のステップにおいて、バイアス電圧の変化に加えて粒子サイズを変化させることができる。堆積に使用される金属粒子の寸法は、約1ナノメートルと約1マイクロメートルとの間であり得る。バイアス電圧は、約500V~約1000V、またはさらには3000Vより高くてもよい。いくつかの実施態様では、堆積速度は、およそ数オングストローム/秒であり、テンプレート46の厚さpが約60マイクロメートル約60ミクロンである場合、上に総厚さlが約30マイクロメートル約30ミクロンである網50,54,58を形成するために、約5分間~約10分間の堆積時間がかかる。通路62は、網50,54,58に、たとえばレーザアブレーションによって形成され60、それにより、テンプレート46が網58の外側に露出する。テンプレート46は、たとえばか焼、プラズマエッチングまたは化学溶解により方向67に沿って網50の内部から除去される64。網50によって包囲される中空内部66が形成され、通路62を介して網の外側に接続される。PLGA等の生分解性ポリマーコーティング68が、コーティングプロセス、たとえば噴霧、ディップコーティングまたはプラズマコーティングによって網58の上に形成される70。薬剤または導電性ポリピロールナノ粒子等の追加の粒子を、ポリマーコーティング68と同時に堆積させることができる。いくつかの実施形態では、ポリマーコーティング68、薬剤およびナノ粒子のためのコーティング材料のうちの1つまたは複数を、同時にまたはさまざまな順序で逐次堆積させることができる。コーティング材料に対する薬剤およびナノ粒子の堆積の方法は、薬剤溶出のタイミングならびにステントの強度および腐食に影響を与える可能性がある。たとえば、ポリマーコーティング68の堆積の後に薬剤が堆積すると、ステントが送達されると、薬剤は体液と最初に接触することによって溶出することができ、ポリマーコーティング68の堆積の前に薬剤が堆積すると、薬剤は、最初に網50,54,58の孔を介して、後に腐食したポリマー層68に形成された孔から溶出することができる。通路が封止されずかつ閉塞されないように、外側への通路62の開口部を、ポリマーコーティング68の堆積中にマスクすることができる。マスクが使用されない場合、ポリマーコーティングの連続した薄層72を、通路62の上に形成することができ、それが通路を封止する。薄層72は、コーティング材料と同じかまたは異なる材料をポリマーコーティング68に含むことができ、ポリマーコーティング68の厚さより小さい厚さであり得る。たとえば、薄層72の厚さを、ポリマーコーティング68の平均厚さの1/10~約1/2とすることができる。薄層72の貫通を、ポリマーコーティング68の貫通より早く確立することができ、それにより、体液が通路62を通って中空内部66に入るためのポートが形成される。他の実施形態では、網の形成と同時にまたはその後に、かつポリマーコーティング68の形成の前に、網50,54,58内に1種または複数種の薬剤を装填することができる。薬剤の装填に好適な方法としては、金属ナノ粒子と薬剤成分との同時堆積が挙げられる。たとえば、同時堆積を、約80°C~約120°Cの温度で加熱ボートにおいて薬剤を蒸発させ、成長する金属母材の上に凝縮物を形成することによって行うことができる。薬剤/金属比を、薬剤の蒸発速度に対する金属堆積速度を変化させることによって変更することができる。薬剤を含む網の厚さを、堆積時間によって制御することができる。いくつかの実施形態では、パクリタキセルPtxおよびタンタルTaの同時堆積物が、約20分間~約40分間、同時に堆積する。いくつかの実施形態では、ナノ粒子は、寸法がたとえば約50ナノメートルである。金属ナノ粒子および薬剤成分によって形成されたコーティングの付着を、たとえばイソプロピルアルコールIPAまたはプラズマを用いて、堆積の前にステント表面から異物を除去することにより、促進することができる。網50,54,58における薬剤を、ステントの送達中にポリマーコーティング68によって保護することができ、薄層72またはポリマーコーティング68が貫通した後に、薬剤は放出される。さらに他の実施形態では、金ナノ粒子等の放射線不透過性材料を、ステップ48において、たとえば微細成形の前にポリマー材料および金ナノ粒子を混合することによって、テンプレート46に組み込むことができる。金ナノ粒子は、ポリマーテンプレート46がステップ64において取り除かれるときに中空内部66に残り、網50の内面69に放射線不透過性層を形成する。放射線不透過性層は、ステント腐食の最後まで溶解せず、ステント送達および動作の追跡を容易にすることができる。たとえば、ステントが完全に分解したか否かを、X線を用いて観測することができる。金ナノ粒子は、身体による粒子の除去を可能にするように、小さい寸法である。上述した特徴を有するステント20のバンド22およびコネクタ24の第2例を図5に示す。ストラット80は、金属シェル84によって包囲されたポリマーコア82を有している。金属シェル84は、高い機械的強度および高いヤング率を有することができ、ストラット80の機械的性能を決めることができる。ポリマーコア82は、金属強度およびヤング率が比較的低い。しかしながら、金属シェル84が予期せずに破損した場合、ポリマーコア82もまたストラットに対する機械的支持を提供することができる。使用時、金属シェル84は、約30日間~約90日間、低速で分解するとともに、ポリマーコア82を体液に実質的に露出させる前には、ステントの機械的強度を実質的に維持する。たとえば、ステントの機械的強度は、30日~90日後、約10~約99低減する。特に、鉄の金属シェル84を有するステントの機械的強度は、同じ長さの時間の後、マグネシウムの金属シェル84を有するステントの機械的強度より低減が少ない。金属シェル84が実質的に分解するまでの時間の長さtとストラット80の機械的強度とを、使用される材料および金属シェル84の厚さ、ならびにコア82に対するシェル84の厚さ比によって制御することができる。いくつかの実施形態では、金属シェル84は、厚さが約1マイクロメートル約1ミクロン~約40マイクロメートル約40ミクロン、約10マイクロメートル約10ミクロン~約40マイクロメートル約40ミクロン、または約20マイクロメートル約20ミクロン~約40マイクロメートル約40ミクロンであり得る。ストラット80の断面の寸法は、約50マイクロメートル約50ミクロン×約50マイクロメートル約50ミクロンである。実質的に露出されると、ポリマーコア82、したがってストラット80は、たとえば約20日間~約90日間で、迅速に分解する。ポリマーコア82は、ポリ乳酸PLAまたはPLGA、および任意選択的に薬剤を含むことができ、それらは、たとえば微細射出成形されるmicro-injection-moldedか、またはレーザ切断される。いくつかの実施形態では、金属シェル84は、微粒子、たとえば超微粒子のマグネシウム、鉄、マグネシウム合金、鉄合金または他の生分解性金属を含み、粒子は、たとえば物理蒸着PVDまたはパルスレーザ堆積PLDを用いて堆積する。PVDプロセスでは、中空陰極を用いて、比較的高いスパッタ速度を達成することができる。PLDプロセスは、ポリマーコア82に対する熱的衝撃を低減することができる。金属シェル84が粒子形態であることにより、ストラット80が優れた延性を有することができる。いくつかの実施形態では、金属シェル84は、ポリマーコア82を実質的に封止し、ポリマーコア82に含まれる薬剤は、分解する金属シェル84に1つまたは複数の孔または溝が形成され、かつ体液がその孔または溝を介してポリマーコア82に接触するまで、放出しない。薬剤放出の開始時点を、金属シェル84の腐食速度および厚さ等のパラメータによって制御することができる。薬剤の放出速度および放出プロファイルを、ポリマーコア82における薬剤の濃度、ならびにポリマーコア82の寸法および腐食速度、またはポリマーコア82における材料等、他の関連するパラメータを選択することによって調整することができる。図6に示す例では、ストラット86の金属シェル84は、ポリマーコア82の表面90を金属シェル84の外側に露出させる孔88を含む。使用時、ポリマーコア82内の薬剤は、金属シェル84が実質的に腐食する前に体液に露出され、ステント送達の初期段階において放出され得る。孔88は、規則的な形状であることも不規則な形状であることも可能であり、平均直径を1マイクロメートル1ミクロン~20マイクロメートル20ミクロンとすることができる。孔88を、金属シェル84の形成中または形成後に形成することができる。たとえば、金属シェルの堆積中にポリマーコア82にマスクを付与することにより、コロイドリソグラフィを使用して、マスクされた位置に孔88を形成することができる。別の例では、ストラット80にレーザビームを加えることにより意図された位置に孔88を生成することによって、ストラット86を形成することができるレーザアブレーション。エッチング等の他の方法を使用することも可能である。孔88を、ストラット86の1つまたは複数の面、たとえばストラットの反管腔側面92、管腔内側adluminal面94および/または切削面96に配置することができる。面のうちの1つまたは複数における孔88の密度および/または平均寸法を均一にすることができる。いくつかの実施形態では、1つの面の1つまたは複数の特定領域かまたはすべての面の中の特定の面における孔88が、他の領域または面より密度または平均寸法が大きいことにより、薬剤を高速で放出する。種々の薬剤放出プロファイルおよび腐食時間制御に対してさまざまな構成を用いることができる。図5のストラット80または図6のストラット86は、図7に示すステント104の径方向バンド100および/または長手方向コネクタ102の一部であり得る。径方向バンド100は、自己拡張型またはバルーン拡張型であり、ヤング率が高いことにより、ステントの径方向拡張を支持する強度を提供する。長手方向コネクタ102は、バンド100に対する接続とステント104に対する長手方向可撓性とを提供する。いくつかの実施形態では、ステント104は、径方向バンド100のみを覆う金属シェル図5および図6の金属シェル84等を有することにより、バンドに所望の機械的強度を提供する。覆われていないポリマー長手方向コネクタ102は、高い長手方向可撓性および高い耐疲労性を提供することができる。たとえば、ステント104を、長手方向軸に沿った位置で容易に屈曲させることができ、ステント104は、曲がりくねった体腔に適合することができる。図7に示す例では、ポリマー材料からなる径方向バンド100を、ステントコネクタ102のセグメントの周囲に配置されるリングマスク103を用いて長手方向コネクタ102をマスクすることにより、金属シェルで選択的にコーティングすることができる。金属粒子、たとえば鉄粒子は、PVD、たとえば中空陰極を用いるマグネトロンスパッタリング、またはPLDを用いて、標的108からスパッタリングされる。他の好適なマスクおよび堆積方法を用いて、コネクタ102を覆うことなく径方向バンド100を有効にコーティングすることも可能である。上述した特徴を有するステント20のバンド22およびコネクタ24の第3例を、図8に示す。ストラット110は、金属酸化物、たとえば酸化鉄FeOxの粒子116を担持しているコラーゲンマトリックス112を封入している金属シェル、たとえば鉄シェル114を含む。使用時、ストラット110は、金属シェルが低速で分解し、その間、ストラット110の機械的強度は実質的に維持され、それに続き、金属酸化物粒子116を含むコラーゲンマトリックス112が迅速に分解する。金属酸化物粒子116は、コラーゲンマトリックスの機械的強度を増大させることができ、それにより、ストラット110は、金属シェル114の分解後であっても機械的に強固であり続けることができる。コラーゲン材料と金属粒子との複合物を、金属粒子116を含むコラーゲンマトリックス112を作製するために、たとえば湿式化学調合によって、予め作製することができる。金属粒子を、酸性環境で調製された陰イオン性コラーゲンに組み込むことができる。いくつかの実施形態では、天然コラーゲン溶液を使用することができる。金属粒子を、機械的混合によってコラーゲンに組み込むことも可能である。金属粒子が組み込まれたコラーゲンの組成物を作製する方法は、Goissis他の10thinternationalsymposiumonelectrets1999、p.229-232、Goissis他のRevistaBrasileiradeEngenhariaBiomedica151999、p.55-61、Berry他のJ.Phys.D:Appl.Phys.362003、R198-R206、Gupta他のBiomaterials262005、p.3995-4021、McLean他のappliedandenvironmentalmicrobiology561990、p.3671-3677、およびWood他のBiochem.J.751960、p.588~598に述べられている。コラーゲンの合成は、Gibson他のJ.ofCellBiology99、208-2161984に記載されている。送達および組織工学に使用されるコラーゲンゲルは、Wallace他のAdvancedDrugDeliveryReviews55、1631-16492003に記載されている。ゼラチンゲルの挙動およびそれらの生物医学的使用は、Lou他のJ.Biomater.Appl.14、1841999に記載されている。コラーゲン-金属酸化物粒子組成物を、押出成形または射出成形して、ストラット110に対する所望の形状にすることができる。いくつかの実施形態では、レーザ切断を使用することも可能である。所望の厚さの鉄シェル114を、コラーゲンマトリックス112上に電気めっきすることができる。PLDまたはPVD、無電解めっき、金属ヒューズ等の他の方法を使用することも可能である。鉄シェル114の厚さを、約100ナノメートル~約数マイクロメートル約数ミクロン、たとえば約200ナノメートル~約5000ナノメートルとすることができる。好適な方法または各方法における制御パラメータを、特定の厚さの鉄シェルを形成するように選択することができる。たとえば、鉄の堆積に対する無電解めっきパラメータの制御は、Dinderman他のChem.Mater.18、4361-43682006に記載されている。金属/ポリマーハイブリッドを提供する金属ヒューズは、たとえばデュポン社E.I.duPontdeNemoursandCompanyDuPontによって開発されている。金属ヒューズはまた、DayのAdvancedMaterialsandProcesses、25-27April2008にも記載されている。他の方法として、インテグランテクノロジー社IntegranTechnologiesInc.Pittsburg、PAによって開発されたナノコーティングを形成する方法も挙げられる。別の実施形態では、ストラット118は、コラーゲンマトリックス124を包囲する金属メッシュ120を含むことができる。コラーゲンマトリックス124は、任意選択的に、図8のコラーゲンマトリックス112と同様の金属粒子または金属酸化物粒子を含むことができる。いくつかの実施形態では、コラーゲンマトリックス112には、いかなる金属も金属酸化物粒子もなくてもよい。コラーゲンマトリックス124および金属粒子または金属酸化物粒子の任意選択的な組込みを、上述したコラーゲン-金属酸化物粒子組成物の作製と同様に行うことができる。メッシュ120を、開口部122が形成されるべきコラーゲンマトリックス124の部分を覆う1つまたは複数のマスクを追加して、図8の金属シェル114の堆積と同様の方法を用いて堆積させることができる。別法として、メッシュシェル114の開口部122を、図6の開口部88の生成と同様に、レーザアブレーションまたは他の方法によって生成することも可能である。開口部122の平均直径を、ストラット118の厚さの約1/20~約1/10とすることができる。ストラット118の厚さを、たとえば、ストラットに使用される材料、たとえばマグネシウムまたは鉄と、所望の分解プロファイルとに基づいて選択することができる。いくつかの実施形態では、開口部122の平均直径を、約0.5マイクロメートルまたは約10マイクロメートルとすることができる。ストラット118は、ストラット110と同様の、機械的強度または腐食速度および持続時間等の特性を有することができる。使用時、金属-錯体粒子、たとえばFe錯体形成物を、インビトロで、メッシュシェル114の金属とコラーゲンマトリックス126のコラーゲンと体液との間の反応によって生成することができる。生成された金属-錯体粒子を、コラーゲンマトリックス124に組み込むことにより、コラーゲンマトリックス124を金属粒子または金属酸化物粒子116が組み込まれるように作製する必要なしに、コラーゲンマトリックスの機械的強度を増大させることができる。特に、電界溶液体液が、コラーゲンマトリックス124およびFeと、それらの2つの物質の接触面において接触する場合、金属Feは酸化してFe2イオンおよびFe3イオンを形成する。コラーゲンマトリックス124における陰イオン性コラーゲンは、カルボキシル基の解離によって酸性環境をもたらすことができる。いくつかの実施形態では、コラーゲンを、アミン基、ヒドロキシル基またはチオール基によって官能基化することも可能である。Fe陽イオンが、解離したCOO-基と錯体/塩を形成する。いくつかの実施形態では、コラーゲンマトリックスのコラーゲンの分子量を低く、たとえば約40キロダルトン~約60キロダルトンとすることができ、可溶性であるかまたはゲルの形態とすることができる。形成された鉄錯体形成物およびコラーゲンマトリックス124は、ともに可溶性であり得る。鉄錯体形成物の形成については、Shears他のJ.FoodSci.Techn.221987、p.265-272およびYu他のChineseJournalofPolymerScience81990、p.247-252にも述べられている。コラーゲンの可用性については、Wolf他のIUFoST200609292006に述べられている。コラーゲン以外で、コラーゲンマトリックス124におけるコラーゲンの代りにまたはコラーゲンとともに、鉄と錯体を形成することができる官能基を有する他のポリマーを使用することも可能である。他のポリマーの例として、高分子電解質、たとえばポリスチレンスルホン酸、ヒドリド配位子、ハライド配位子、多糖類キトサン、タンパク質、ポリビニルアルコールPVAおよび他の多くのものを挙げることができる。コラーゲンまたはポリマーは、鉄と錯体を形成することができ、コラーゲンマトリックスまたはポリマーマトリックスにおいてキレートとして作用することができる。他のポリマーは、Phenrat他のJ.Nanopart.Res.102008、p.795-814およびNordlander他のcoordinationchemistryreviews1721998、p.3-97にも述べられている。さらに、ポリマーまたはポリマー混合物、たとえばポリビニルアルコールPVAをコラーゲンマトリックスに含めることにより、たとえば、コラーゲンマトリックスの熱的特性または弾性特性を変更することができる。ポリマー-コラーゲン混合物の説明は、Lai他のKorean-AustralianRheologyJournal192007、p.81-88に提供されている。コラーゲンマトリックスまたはポリマーマトリックスは、1種または複数種のキレート剤、たとえば4,5-ジヒドロキシベンゼン-1,3-ジスルホン酸ナトリウムチロン、デスフェロキサミンDFO、エチレンジアミン四酢酸EDTA等を含むことも可能である。キレート剤を、コラーゲンマトリックスまたはポリマーマトリックスの腐食の制御を容易にする、たとえば腐食を加速させるかまたは腐食の速度を低減するように選択することができる。鉄-キレート剤については、Hershko他のBritishJournalofHaematology51,251-2601982に記載されている。図10を参照すると、寸法が同じであり異なる材料からなる3つのステントの比較が提供されている。各ステントの質量と、各ステントの機械的強度と、腐食時間との間の関係が、プロットに示されている。第1ステントは剥き出しの鉄からなり、その性能は曲線130に対応する。第2ステントは、固体の剥き出しの鉄の基材を包囲するPLAシェルからなり、その性能は曲線132によって示されている。第3ステントは、中空内部を有する鉄発泡体を包囲するPLAシェルからなりたとえば図3のストラット30、その性能は、曲線134によって示されている。第1ステントは、3つのすべてのステントの中でも質量が最も大きく、第2ステントの質量の約4/3倍であり、第3ステントの質量の約2倍である。3つのステントすべてが、所望の時点138、たとえば送達の30日~90日後まで適切な機械的強度を有することができる。第1ステントの質量は、時点138に達する前に低減し、一方で、第2ステントおよび第3ステントの質量は、時点138に達するまでに実質的に同じままである。時点138の後、矢印136の勾配は、ステントの残りに対する所望の迅速な腐食速度を示す。第1ステントは、第2ステントより高速で腐食し、それらはともに、所望の迅速な腐食速度より低速で腐食する。第3ステントは、所望の迅速な腐食速度と同様の速度で腐食する。用語治療薬、医薬活性剤、医薬活性物質、医薬活性成分、薬剤および他の関連用語を、本明細書では同義に使用する場合があり、それらは、限定されないが、有機小分子、ペプチド、オリゴペプチド、タンパク質、核酸、オリゴヌクレオチド、遺伝子治療薬、非遺伝子治療薬、遺伝子治療薬の送達用ベクター、細胞、および管治療法用の候補として、たとえば再狭窄を低減または阻止する薬剤として特定される治療薬を含む。有機小分子とは、50以下の炭素原子、および全体で100未満の非水素原子を有する有機分子を意味する。例示的な治療薬として、たとえば、抗血栓剤たとえば、ヘパリン、抗増殖/抗有糸分裂剤たとえば、パクリタキセル、5-フルオロウラシル、シスプラチン、ビンブラスチン、ビンクリスチン、平滑筋細胞増殖の阻害剤たとえば、モノクローナル抗体およびチミジンキナーゼ阻害剤、抗酸化剤、抗炎症剤たとえば、デキサメタゾン、プレドニゾロン、コルチコステロン、麻酔剤たとえば、リドカイン、ブピバカインおよびロピバカイン、抗凝血剤、抗生物質たとえば、エリスロマイシン、トリクロサン、セファロスポリンおよびアミノ配糖体、内皮細胞増殖および/または接着を刺激する薬剤が挙げられる。治療薬を非イオン性とすることができ、または本質的に陰イオン性および/または陽イオン性とすることができる。治療薬を、単独で使用することも組み合わせて使用することも可能である。好ましい治療薬としては、再狭窄の阻害剤たとえば、パクリタキセル、抗増殖剤たとえば、シスプラチンおよび抗生物質たとえば、エリスロマイシンが挙げられる。治療薬のさらなる例は、米国特許出願公開第2005/0216074号明細書に記載されている。いくつかの実施形態では、薬剤を、ポリマーコーティングの多孔質領域内に組み込むことができる。薬剤溶出コーティング用のポリマーもまた、米国特許出願公開第2005/019265A号明細書に開示されている。機能分子、たとえば、有機、薬剤、ポリマー、タンパク質、DNAおよび同様の物質を、ステントの溝、くぼみ、空隙空間および他の特徴に組み込むことができる。好適なポリマーとしては、たとえば、ポリカルボン酸、酢酸セルロースおよびニトロセルロースを含むセルロース系ポリマー、ゼラチン、ポリビニルピロリドン、架橋ポリビニルピロリドン、無水マレイン酸ポリマーを含むポリ無水物、ポリアミド、ポリビニルアルコール、EVA等のビニルモノマーの共重合体、ポリビニルエーテル、ポリスチレン等のポリビニル芳香族およびイソブチレン、イソプレンおよびブタジエン等の他のビニルモノマーとのその共重合体、たとえばスチレン-イソブチレン-スチレンSIBS、スチレン-イソプレン-スチレンSIS共重合体、スチレン-ブタジエン-スチレンSBS共重合体、ポリエチレンオキシド、グリコサミノグリカン、多糖類、ポリエチレンテレフタレートを含むポリエステル、ポリアクリルアミド、ポリエーテル、ポリエーテルスルホン、ポリカーボネート、ポリプロピレン、ポリエチレンおよび高分子量ポリエチレンを含むポリアルキレン、ポリテトラフルオロエチレンを含むハロゲン化ポリアルキレン、ポリイソプレン、ポリブタジエン、ポリイソブチレンを含む天然ゴムおよび合成ゴムおよびそれらのスチレン等の他のビニルモノマーとの共重合体、ポリウレタン、ポリオルトエステル、タンパク質、ポリペプチド、シリコーン、シロキサンポリマー、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリカプロラクトン、ポリヒドロキシブチレートバレレートならびにその混合物および共重合体とともに、他の生分解性、生体内吸収性および生体安定性ポリマーおよび共重合体が挙げられる。ポリウレタン分散体BAYHDROL登録商標等等のポリマー分散体およびアクリル系ラテックス分散体からのコーティングもまた、本発明の範囲内にある。ポリマーは、たとえば、タンパク質ポリマー、フィブリン、コラーゲンおよびその誘導体、セルロース、デンプン、デキストラン、アルギン酸塩等の多糖類およびこれら多糖類の誘導体、細胞外マトリックス成分、ヒアルロン酸あるいは別の生物学的製剤、またはこれらのうちのいずれかの好適な混合物であり得る。一実施形態では、好ましいポリマーは、HYDROPLUS登録商標ボストンサイエンティフィック社BostonScientificCorporation、Natick、Massとして入手可能であり、かつ開示内容が参照により本明細書に援用される米国特許第5,091,205号明細書に記載されている、ポリアクリル酸である。米国特許第5,091,205号明細書は、1種または複数種のポリイソシアネートでコーティングされることにより、体液に露出されると即座に滑らかになる、医療装置を記載している。本発明の別の好ましい実施形態では、ポリマーは、ポリアクリル酸とポリカプロラクトンとの共重合体である。好適なポリマーは、米国特許出願公開第2006/0038027号明細書に述べられている。いくつかの実施形態では、ポリマーは、実質的な量の薬剤溶液を吸収することができる。本発明により医療装置のコーティングとして施される場合、乾燥ポリマーは、通常、およそ約1マイクロメートル約1ミクロン~約50マイクロメートル約50ミクロンの厚さである。たとえば約0.2マイクロメートル約0.2ミクロン~0.3マイクロメートル0.3ミクロンの非常に薄いポリマーコーティングと、たとえば10マイクロメートル10ミクロンを超えるはるかに厚いコーティングもあり得る。ポリマーコーティングの複数の層を設けることができる。こうした複数の層は、同じかまたは異なるポリマー材料からなる。本明細書に記載するいかなるステントも、染色するか、または、たとえば、硫酸バリウム、白金または金等の放射線不透過性材料を添加することにより、または放射線不透過性材料でコーティングすることにより、放射線不透過性にすることができる。ステントは、ステンレス鋼たとえば、316L、BioDur登録商標108UNSS29108および304Lステンレス鋼、ならびに米国特許出願公開第2003-0018380-A1号明細書、同第2002-0144757-A1号明細書および同第2003-0077200-A1号明細書に記載されているような、ステンレス鋼および5重量~60重量の1種または複数種の放射線不透過性元素たとえば、Pt、Ir、Au、Wを含む合金PERSS登録商標、ニチノールニッケル-チタン合金、Elgiloy等のコバルト合金、L605合金、MP35N、チタン、チタン合金たとえば、Ti-6Al-4V、Ti50Ta、Ti-10Ir、白金、白金合金、ニオブ、ニオブ合金たとえば、Nb-1ZrCo-28Cr-6Mo、タンタル及びタンタル合金等の金属材料を含むことがたとえばこうした金属材料から製造することができる。材料の他の例は、2003年9月26日に出願された本願と同一の譲受人に譲渡された米国特許出願第10/672,891号明細書、および2005年1月3日に出願された米国特許出願第11/035,316号明細書に記載されている。他の材料としては、たとえば、Schetsky,L.MacDonaldのShapeMemoryAlloys,EncyclopediaofChemicalTechnology3rded.,JohnWileySons,1982,vol.20.pp.726-736、および2003年1月17日に出願された、本願と同一の譲受人に譲渡された米国特許出願第10/346,487号明細書に記載されているような、超弾性または擬弾性金属合金等の弾性生体適合性金属が挙げられる。本明細書に記載したステントを、血管系、たとえば冠血管系および末梢血管系の管腔、または非血管系の内腔に対して構成することができる。たとえば、それらステントを、食道または前立腺で使用するように構成することができる。他の内腔としては、胆腔、肝腔、膵腔、尿道腔が挙げられる。ステントを、所望の形状および寸法とすることができるたとえば、冠血管ステント、大動脈ステント、末梢血管系ステント、胃腸ステント、泌尿器ステント、気管/気管支ステントおよび神経系ステント。用途に応じて、ステントの直径を、たとえば約1mm~約46mmの間とすることができる。いくつかの実施形態では、冠血管ステントは、拡張した直径が約2mm~約6mmであり得る。いくつかの実施形態では、末梢血管ステントは、拡張した直径が約4mm~約24mmであり得る。いくつかの実施形態では、胃腸ステントおよび/または泌尿器ステントは、拡張した直径が約6mm~約30mmであり得る。いくつかの実施形態では、神経ステントは、拡張した直径が約1mm~約12mmであり得る。腹部大動脈瘤AAAステントおよび胸部大動脈瘤TAAステントは、約20mm~約46mmの直径であり得る。ステントは、バルーン拡張型、自己拡張型、または両方の組合せであり得るたとえば、米国特許第6,290,721号明細書を参照。本明細書に記述したすべての刊行物、特許出願、特許および他の参照文献は、全体として参照により本明細書に援用される。さらなる実施形態は以下の特許請求の範囲にある。"