NL9400519A

NL9400519A - Intravascular polymeric stent.

Info

Publication number: NL9400519A
Application number: NL9400519A
Authority: NL
Inventors: Peter Bruin; Theo Albert Cornelus Flipsen; Atze Jan Nijenhuis; Albert Johan Pennings
Original assignee: Rijksuniversiteit
Priority date: 1994-03-31
Filing date: 1994-03-31
Publication date: 1995-11-01
Also published as: WO1995026762A1

Description

Titel: Intravasculaire polymere stent.Title: Intravascular polymeric stent.

De uitvinding heeft betrekking op een intravasculaire polymere stent, meer in het bijzonder op een stent die vervaardigd is uit een biocompatibel, niet-trombogeen materiaal. Stents zijn (spiraalvormige) lichamen die geschikt zijn voor het open houden van aderen in het menselijk lichaam, meer in het bijzonder van aderen die een zogenaamde Dotter-behandeling ondergaan hebben.The invention relates to an intravascular polymeric stent, more particularly to a stent made from a biocompatible, non-thrombogenic material. Stents are (spiral) bodies that are suitable for keeping veins open in the human body, in particular veins that have undergone a so-called Dotter treatment.

In de 60-er jaren heeft Charles Dotter een techniek geïntroduceerd voor het behandelen van verstopping van kransslagaderen (stenose), welke in het algemeen het gevolg is van atherosclerose. Deze behandeling staat thans bekend als de zogenaamde Dotter-therapie, een veelbelovende en wijd geaccepteerd alternatief voor bypass operaties. Belangrijke nadelen van deze techniek zijn abrupte sluiting, chronische volledige occlusie en restenose van de aangetaste vaten.In the 1960s, Charles Dotter introduced a technique for treating coronary artery blockage (stenosis), which is generally the result of atherosclerosis. This treatment is now known as the so-called Dotter therapy, a promising and widely accepted alternative to bypass surgery. Major drawbacks of this technique are abrupt closure, chronic full occlusion and restenosis of the affected vessels.

Ten einde deze problemen tegen te gaan kan een intravasculaire stent geplaatst worden in het behandelde segment van de vaten ten einde deze open te houden. De eerste stents zijn in 1969 beschreven en bestonden uit een buisvormige roestvrij-stalen springveer. Vervolgens zijn een groot aantal andere ontwerpen, in hoofdzaak bestaande uit metaal ontwikkeld.To counteract these problems, an intravascular stent can be placed in the treated segment of the vessels to keep them open. The first stents were described in 1969 and consisted of a tubular stainless steel coil spring. Subsequently, a large number of other designs, mainly consisting of metal, were developed.

De momenteel in gebruik zijnde metalen stents kunnen in twee typen verdeeld worden, gebaseerd op de wijze van plaatsing, namelijk zelf-expanderend of ballon-expanderend.The metal stents currently in use can be divided into two types, based on the method of deployment, namely self-expanding or balloon-expanding.

Deze metalen stents zijn bijzonder succesvol geweest in het voorkomen van restenose, maar het is te verwachten dat op de lange termijn complicaties op kunnen treden. Metalen stents zijn verre van ideaal, aangezien metalen relatief trombogeen en niet degradeerbaar zijn. Bovendien kunnen metalen stents de wanden van het bloedvat perforeren.These metal stents have been particularly successful in preventing restenosis, but long-term complications are expected to occur. Metal stents are far from ideal since metals are relatively thrombogenic and cannot be degraded. In addition, metal stents can perforate the walls of the blood vessel.

Een ideale stent zou daarentegen verdraagzaam zijn in het biologisch systeem, dat wil zeggen compatibel zijn met bloed, niet trombogeen, geen afstotingsreacties veroorzaken, en biodegradeerbaar zijn, terwijl eventuele afbraakprodukten niet giftig zijn.An ideal stent, on the other hand, would be compatible in the biological system, i.e., compatible with blood, non-thrombogenic, not causing rejection reactions, and biodegradable, while any degradation products are non-toxic.

In de literatuur zijn degradeerbare intravasculaire stents beschreven die vervaardigd zijn uit poly(L-lactide). Poly(L-lactide) is een hydrolytisch labiel semi-kristallijn alifatisch polyester dat toegepast wordt in een groot aantal biomedische toepassingen, aangezien het degradatieprodukt ervan, L-melkzuur, een zeer geringe toxiciteit bezit. Uit recente ontwikkelingen is echter gebleken dat implantatie van semi-kristallijn poly(L-lactide) uiteindelijk kan leiden tot een late weefselreactie, vanwege de aanwezigheid van kleine hoog kristallijne laagmoleculaire poly(L-lactide) deeltjes die hydrolytisch tamelijk stabiel zijn. Deze deeltjes kunnen gevonden worden op de plaats van implantatie tot 5 jaar na die implantatie.Degradable intravascular stents made from poly (L-lactide) have been described in the literature. Poly (L-lactide) is a hydrolytically labile semi-crystalline aliphatic polyester that is used in a wide variety of biomedical applications, since its degradation product, L-lactic acid, has very low toxicity. Recent developments, however, have shown that implantation of semi-crystalline poly (L-lactide) may eventually lead to a late tissue reaction, due to the presence of small highly crystalline low molecular poly (L-lactide) particles that are hydrolytically quite stable. These particles can be found at the implantation site for up to 5 years after that implantation.

Het doel van de uitvinding is het verschaffen van een intravasculaire stent die geschikt is voor toepassing in bloedvaten na een Dotter-therapie, welke niet de nadelen van de hierboven beschreven materialen bezit.The object of the invention is to provide an intravascular stent suitable for use in blood vessels after a Dotter therapy, which does not have the drawbacks of the materials described above.

Volgens de uitvinding vervaardigt men een dergelijke intravasculaire stent uit een amorf, biologisch verdraagzaam polymeer. Verrassenderwijs is gebleken dat amorfe, biologisch verdraagzame polymeren zeer geschikt zijn voor het vervaardigen van stents, terwijl ze niet de nadelen bezitten van bijvoorbeeld het semi-kristallijne poly(L-lactide).According to the invention, such an intravascular stent is manufactured from an amorphous, biocompatible polymer. Surprisingly, amorphous, biocompatible polymers have been found to be very suitable for stent manufacturing, while not having the drawbacks of, for example, the semi-crystalline poly (L-lactide).

Een volgend voordeel van een dergelijke polymere stent ligt daarin dat het materiaal na de genezing van het bloedvat hetgeen ongeveer drie weken neemt, geabsorbeerd wordt door het lichaam, aangezien het materiaal geen verdere functie meer heeft.A further advantage of such a polymeric stent is that the material is absorbed by the body after the blood vessel has been healed, which takes about three weeks, since the material has no further function.

De stent kan in het bloedvat geïmplanteerd worden door een catheter als uitgerekte spiraal met een geringe diameter. Men de laat de stent vervolgens thermisch expanderen naar de oorspronkelijke spiraalvorm. Ten einde dit te kunnen doen dient het polymere materiaal een glasovergangstemperatuur te hebben, die vlak onder lichaamstemperatuur ligt. Het materiaal van de stents dient derhalve een zogenaamd thermisch vorm geheugen te bezitten. Men kan een geschikte stent vervaardigen door de in-situ polymerisatie van geschikte uitgangsstoffen in een spiraalvormige matrix, bijvoorbeeld vervaardigd uit PTFE. Na polymerisatie kan de verkregen spiraal boven de glas-overgangstemperatuur van het materiaal uitgerekt worden tot iedere gewenste vorm. Deze vorm kan men na koelen tot een temperatuur onder de glasovergangstemperatuur invriezen. Dit maakt het mogelijk de stent in het bloedvat te brengen via een catheter. Nadat de stent in het bloedvat gebracht is kan deze vrij expanderen tot de originele spiraalvorm bij lichaamstemperatuur. Hoe dichter de Tg van het polymere materiaal ligt bij de lichaamstemperatuur, des te sneller zal het materiaal zijn oorspronkelijke vorm weer aannemen. De expanderende spiraal verankert zichzelf dan in het bloedvat door druk op de wand van het bloedvat uit te oefenen. Het heeft derhalve de voorkeur dat een materiaal gebruikt wordt dat een Tg bezit die gelegen is tussen 0°C en 37°C.The stent may be implanted into the blood vessel through a catheter as a small diameter stretched coil. The stent is then allowed to thermally expand to its original spiral shape. In order to do this, the polymeric material must have a glass transition temperature just below body temperature. The material of the stents should therefore have a so-called thermal shape memory. A suitable stent can be prepared by the in-situ polymerization of suitable starting materials in a spiral matrix, for example made of PTFE. After polymerization, the resulting spiral can be stretched to any desired shape above the glass transition temperature of the material. This form can be frozen after cooling to a temperature below the glass transition temperature. This makes it possible to introduce the stent into the blood vessel through a catheter. After the stent has been introduced into the blood vessel, it can expand freely to its original spiral shape at body temperature. The closer the Tg of the polymeric material is to body temperature, the faster the material will return to its original shape. The expanding spiral then anchors itself in the blood vessel by applying pressure to the blood vessel wall. It is therefore preferable to use a material that has a Tg between 0 ° C and 37 ° C.

In dergelijke situaties is de kruipweerstand een bijzonder belangrijke eigenschap. De uitgerekte spiraal dient namelijk volledig terug te kunnen expanderen naar de oorspronkelijke afmetingen bij verwarming. Een permanente vervorming tengevolge van het uitrekken van de springveer is ongewenst. Gebleken is echter dat toepassing van polymere (amorfe) netwerken als stentmateriaal een voorwerp geeft dat voldoende kruipweerstand bezit. In de praktijk betekent dit dat de kruip van het materiaal bij lichaamstemperatuur nihil is.In such situations, the creep resistance is a particularly important property. This is because the stretched spiral must be able to fully expand back to its original dimensions when heated. Permanent deformation due to the stretching of the coil spring is undesirable. However, it has been found that the use of polymeric (amorphous) networks as the stent material gives an article that has sufficient creep resistance. In practice this means that the creep of the material at body temperature is nil.

Volgens de uitvinding zijn een groot aantal kunststoffen geschikt voor de vervaardiging van de polymere stent. Het gemeenschappelijk kenmerk van deze polymeren is dat het amorfe, verknoopte biologisch werkzame polymeren betreft, die bij voorkeur ook biologisch afbreekbaar zijn. Voorbeelden van geschikte groepen polymeren zijn de amorfe niet-kristalliseer-bare polymelkzuur-netwerken, de sterk verknoopte polyurethaan-netwerken, waaronder ook de omzettingsprodukten van sterprepolyesters, bijvoorbeeld op basis van melkzuur copolymeren, met diïsocyanaat. De mate van verknoping dient zodanig te zijn, dat het maximale gelgehalte is verkregen. EEr zijn bij voorkeur geen niet gereageerde laag-moleculaire componenten aanwezig zijn.According to the invention, a large number of plastics are suitable for the manufacture of the polymeric stent. The common feature of these polymers is that they are amorphous, cross-linked biologically active polymers, which are preferably also biodegradable. Examples of suitable groups of polymers are the amorphous non-crystallizable polylactic acid networks, the highly cross-linked polyurethane networks, including also the reaction products of star prepolyesters, for example based on lactic acid copolymers, with diisocyanate. The degree of cross-linking should be such that the maximum gel content is obtained. Preferably, no unreacted low molecular weight components are present.

Deze polymeren hebben bovendien gemeen, dat zij steriliseerbaar zijn op de gebruikelijke wijze met stoom, en dat zij voldoen aan de in de inleiding gegeven eisen ten aanzien van biocompabiliteit (compatibel met bloed, niet trombogeen, geen afstotingsreacties veroorzaken, en biodegradeerbaar zijn, terwijl.eventuele afbraakprodukten niet giftig zijn)These polymers also have in common that they are sterilizable in the usual manner with steam, and that they meet the biocompatibility requirements (compatible with blood, non-thrombogenic, do not cause rejection reactions, and are biodegradable, while introduced). any decomposition products are non-toxic)

De eerste groep polymeren, amorfe niet-kristalliseer-bare polymelkzuur-netwerken, omvat onder meer de amorfe copolymeren van lactiden en glycoliden, welke met geschikte verknopingsmiddelen tot een netwerk omgezet zijn. Gezien de aard van de materialen wordt bij voorkeur verknoopt tot een netwerk met een tetra- of hogerfunctionele cyclische ester, bij voorkeur met een tetrafunctionele cyclisch verknopingsmiddel zoals biscaprolacton.The first group of polymers, amorphous non-crystallizable polylactic acid networks, include the amorphous copolymers of lactides and glycolides which have been networked with suitable cross-linking agents. Due to the nature of the materials, it is preferable to crosslink into a network with a tetra or higher functional cyclic ester, preferably with a tetrafunctional cyclic crosslinker such as biscaprolactone.

De tweede groep polymeren, sterk verknoopte polyurethaan-netwerken is onder meer beschreven in de Internationale octrooiaanvrage PCT/NL93/00203 ingediend op 13 oktober 1993.The second group of polymers, highly cross-linked polyurethane networks is described, inter alia, in International Patent Application PCT / NL93 / 00203 filed October 13, 1993.

Deze groep polymeren bestaat uit verknoopte polyurethaan netwerken verkrijgbaar door reactie van een of meer laag moleculaire polyolen met een functionaliteit van drie of meer en een of meer polyisocyanaten met een functionaliteit van twee of meer in afwezigheid van een oplosmiddel.This group of polymers consists of cross-linked polyurethane networks obtainable by the reaction of one or more low molecular polyols with a functionality of three or more and one or more polyisocyanates with a functionality of two or more in the absence of a solvent.

Voor het verkrijgen van geschikte materialen is het van belang dat de polyolen laag moleculair zijn. In de praktijk betekent dit dat het equivalentgewicht van het polyol bij voorkeur maximaal 125 bedraagt. Onder equivalentgewicht verstaat men in dit geval het molecuulgewicht per hydroxylgroep. In het algemeen-'gaat men uit van 3 of 4 functionele polyolen, hoewel ook hogere functionaliteiten gebruikt kunnen worden. Praktisch gesproken ligt een bovengrens bij een functionaliteit van 8. Het is echter ook mogelijk een ondergeschikte hoeveelheid diolen in het mengsel op te nemen. Aangezien diolen echter geen aanleiding geven tot verknoping dient ofwel de hoeveelheid hiervan laag gehouden te worden, danwel dient gewerkt te worden met in hoofdzaak 3 of hoger functionele isocyanaten. In het algemeen zal het aantal hydroxylgroepen afkomstig van een diol minder dan circa 10% van het totaal aantal hydroxylgroepen bedragen.In order to obtain suitable materials it is important that the polyols are low molecular weight. In practice, this means that the equivalent weight of the polyol is preferably a maximum of 125. Equivalent weight in this case is understood to mean the molecular weight per hydroxyl group. Generally, 3 or 4 functional polyols are used, although higher functionalities can also be used. Practically speaking, an upper limit is at a functionality of 8. However, it is also possible to include a minor amount of diols in the mixture. However, since diols do not give rise to cross-linking, either the amount thereof must be kept low or it is necessary to work with essentially 3 or higher functional isocyanates. Generally, the number of hydroxyl groups from a diol will be less than about 10% of the total number of hydroxyl groups.

Voorkeurspolyolen zijn gekozen uit de groep bestaande uit triethanolamine (TEA), tri-isopropanolamine, 1,1,1,-trimethylol-propaan (TMP), Ν,Ν,Ν',Ν'-tetrakis (2-hydroxypropyl)-ethyleendiamine (Quadrol), octakis(2-hydroxypropyl) penta-erytrytyltetra-amine, tetrakis^- hydroxyethyl}methaan, 1,1,1 trihydroxyethylpropaan, 1,1,1 trihydroxyethylethaan en andere polyolen. Ook kan men gebruik maken van al dan niet gemodificeerd pentaerytritol of inositol.Preferred polyols are selected from the group consisting of triethanolamine (TEA), triisopropanolamine, 1,1,1-trimethylol-propane (TMP), Ν, Ν, Ν ', Ν'-tetrakis (2-hydroxypropyl) -ethylenediamine ( Quadrol), octakis (2-hydroxypropyl) pentaerythyletyl tetraamine, tetrakis hydroxyethyl} methane, 1.1.1 trihydroxyethyl propane, 1.1.1 trihydroxyethyl ethylane and other polyols. It is also possible to use modified or unmodified pentaerythritol or inositol.

De polyisocyanaten die volgens deze uitvoeringsvorm van de uitvinding toegepast kunnen worden zijn de gebruikelijke diisocyanaten en hogere isocyanaten, bijvoorbeeld gekozen uit de groep bestaande uit butaandiisocyanaat, hexamethyleen diisocyanaat, dodecaan diisocyanaat, trans 1,4-cyclohexaan diisocyanaat, methyleen dicyclohexaan diisocyanaat, lysine di- of triisocyanaat, isoforon diisocyanaat, p-fenyleen diisocyanaat, methyleen difenyl diisocyanaat, trifenylmethaantriisocyanaat, thiofosforzuur tris(4-isocyanatifenyl ester), polymeer methyleen difenyl diisocyanaat evenals trimerisatie producten en adducten van deze isocyanaten, bijvoorbeeld op basis van polyolen. Voorbeelden van geschikte polyolen zijn hierboven gegeven.The polyisocyanates that can be used according to this embodiment of the invention are the usual diisocyanates and higher isocyanates, for example selected from the group consisting of butane diisocyanate, hexamethylene diisocyanate, dodecane diisocyanate, trans 1,4-cyclohexane diisocyanate, methylene dicyclohexane diisocyanate, lysine or triisocyanate, isophorone diisocyanate, p-phenylene diisocyanate, methylene diphenyl diisocyanate, triphenylmethane triisocyanate, thiophosphoric acid tris (4-isocyanatiphenyl ester), polymer methylene diphenyl diisocyanate, for example trimerization products of this isocyanates based on these isocyanates. Examples of suitable polyols are given above.

De derde produktgroep omvat de omzettingsprodukten van sterprepolyesters en een di-isocyanaat, bij voorkeur een di-isocyanaat gebaseerd op een L-lysinederivaat of op 1,4-diisocyanatobutaan. Een aantal van deze produkten is onder meer beschreven in de Internationale octrooiaanvrage PCT/NL 88/00060, waarvan de inhoud hierin opgenomen is bij wijze van referentie.The third product group includes the reaction products of star prepolyesters and a diisocyanate, preferably a diisocyanate based on an L-lysine derivative or 1,4-diisocyanatobutane. Some of these products are described, inter alia, in International Patent Application PCT / NL 88/00060, the contents of which are incorporated herein by reference.

Volgens deze variant van de uitvinding past men als diisocyanaat bij voorkeur een lysine derivaat toe met een van de formules 1-3 van het formuleblad, of 1,4-diisocyanatobutaan. Deze isocyanaten laat men reageren met geschikte polyolen, zoals polyester polyolen die gebaseerd zijn op lactide, glycolide, en/of lactonen zoals ε-caprolacton of δ-valerolacton. Een dergelijke polyester kan geïnitieerd zijn met een geschikt laag-moleculair polyol, zoals glycol, pentaerytritol, myo-inositol en dergelijke.According to this variant of the invention, a diisocyanate is preferably used with a lysine derivative with one of the formulas 1-3 of the formula sheet, or 1,4-diisocyanatobutane. These isocyanates are reacted with suitable polyols, such as polyester polyols based on lactide, glycolide, and / or lactones such as ε-caprolactone or δ-valerolactone. Such a polyester can be initiated with a suitable low molecular weight polyol, such as glycol, pentaerythritol, myo-inositol and the like.

In het geval het wenselijk is, dat het materiaal van de polymere stent in het lichaam afgebroken wordt, heeft het de voorkeur het polymeer te vervaardigen uit polymeren, warvan de afbraakprodukten niet giftig zijn.Where it is desirable that the material of the polymeric stent be degraded in the body, it is preferable to make the polymer from polymers whose degradation products are non-toxic.

Hoewel de drie groepen polymeren die hierboven becshreven zijn als zodanig reeds zeer geschikt zijn kan het wenselijk zijn voor het verkrijgen van de geschikte sterkte-eigenschappen dat een tweede fase in het materiaal opgenomen wordt, bijvoorbeeld door het inbrengen van een of meer vulstoffen, vezels en/of een tweede polymere fase. Met name door het opnemen van een tweede polymere fase, in de vorm van een aparte rubberfase verkrijgt men materialen die een bijzonder goede combinatie van mechanische eigenschappen bezitten.Although the three groups of polymers described above are already very suitable as such, it may be desirable to obtain the appropriate strength properties for a second phase to be incorporated into the material, for example by introducing one or more fillers, fibers and / or a second polymeric phase. Particularly by incorporating a second polymer phase, in the form of a separate rubber phase, materials are obtained which have a particularly good combination of mechanical properties.

De uitvinding wordt thans toegelicht aan de hand van enkele voorbeelden welke niet als beperkend gezien moeten worden.The invention will now be elucidated on the basis of a few examples which should not be regarded as limiting.

Voorbeeld 1Example 1

Verknoopte poly(lactide-e-caprolacton;80/20 molverhouding) werden vervaardigd door in-situ polymerisatie in een spiraalvormige PTFE-matrijs. Het monomeer mengsel, het verknopingsmiddel (5,5'-bis(oxepan-2-on)) en de katalysator, tinoctoaat (monomeer-katalsator verhouding 1000 op gewichtsbasis) werden in een ge^ilaniseerde glazen ampul gebracht en gesmolten en gehomogeniseerd bij 130°C. Vervolgens werd de matrijs, die zich ook in de ampul bevindt, gevuld met het gesmolten mengsel door deze onder invloed van de zwaartekracht vol te laten lopen. De polymerisatie werd gedurende 90 uur bij 130°C uitgevoerd. Na afloop van de polymerisatie kon de verkregen stent gemakkelijk uit de matrijs verwijderd worden.Cross-linked poly (lactide-ε-caprolactone; 80/20 mol ratio) were prepared by in-situ polymerization in a PTFE spiral die. The monomer mixture, the cross-linking agent (5,5'-bis (oxepan-2-one)) and the catalyst, tin octoate (monomer-catalyst ratio 1000 by weight) were placed in an ionized glass ampoule and melted and homogenized at 130 ° C. Then the mold, which is also in the ampoule, was filled with the molten mixture by filling it under the influence of gravity. The polymerization was carried out at 130 ° C for 90 hours. After the polymerization was completed, the stent obtained could be easily removed from the mold.

Voorbeeld 2Example 2

Een stent werd vervaardigd uit een sterk verknoopt polyurethaan netwerk, onder toepassing van een PTFE-matrijs.A stent was made from a highly cross-linked polyurethane network, using a PTFE die.

De uitgangsmaterialen, triethanolamine, tetrakis(2-hydroxypropyl)ethylenediamine en hexamethyleendiisocyanaat werden gezuiverd door destillatie onder verminderde druk. De componenten werden vervolgens gemengd en een aantal malen ontgast. Met behulp van een injectiespuit werd het mengsel in de matrijs gebracht en bij kamertemperatuur gegeleerd. Vervolgens werd nog 24 uur uitgehard bij ca 100°C, warna de stent uit de matrijs verwijderd werd.The starting materials, triethanolamine, tetrakis (2-hydroxypropyl) ethylenediamine and hexamethylene diisocyanate were purified by distillation under reduced pressure. The components were then mixed and degassed several times. Using a syringe, the mixture was placed in the mold and gelled at room temperature. It was then cured for an additional 24 hours at about 100 ° C, after which the stent was removed from the mold.

ResultatenResults

De mechanische eigenschappen van een aantal stents die vervaardigd zijn volgens de voorbeelden 1 en 2 zijn in de navolgende tabel en figuren opgenomen.The mechanical properties of a number of stents made according to Examples 1 and 2 are included in the following table and figures.

Tabel 1 mechanische eigenschapen van polyester en polyurethaan netwerken bij verschillende temperaturenTable 1 mechanical properties of polyester and polyurethane networks at different temperatures

1: poly(lactide-co-E-caprolacton), 80/20 mol %, verknoopt met 5,5'-bis(oxepan-2-on) 2: TEA/Quadrol(40:60)/HDI PU netwerk na wateropname 3,4: TEA/Quadrol(40:60)/HDI Pü netwerk 5: TEA/Quadrol(20:80)/HDI PU netwerk *: Yield stress:71 MPa1: poly (lactide-co-E-caprolactone), 80/20 mol%, cross-linked with 5,5'-bis (oxepan-2-on) 2: TEA / Quadrol (40:60) / HDI PU network after water absorption 3.4: TEA / Quadrol (40:60) / HDI Pü network 5: TEA / Quadrol (20:80) / HDI PU network *: Yield stress: 71 MPa

Claims

1. Polymeric stent made from an amorphous, biocompatible and cross-linked polymer.

The stent according to claim 1, made of a polymer having a shape memory at body temperature.

The stent of claim 1 or 2, made from a polymer selected from the group consisting of amorphous, non-crystallizable polylactic acid networks, highly cross-linked polyurethane networks, and conversion products of star prepolyesters and diisocyanate.

The stent of claim 2, made of polylactide copolyester cross-linked with a di-functional cyclic ester.

The stent of claim 4 made of a poly (lactide-ε-caprolactone) cross-linked with biscaprolactone.

The stent of claim 3, made from a polyurethane network obtained by polymerizing a suitable polyol, preferably a triol or a tetraol and a suitable polyisocyanate, preferably a diisocyanate, in the absence of solvents.

The stent of claims 1-6, made from a multi-phase polymer.

The stent according to claim 7, made from a polymer comprising one or more fillers, fibers and / or second, preferably amorphous, polymeric phase.

9. Biomedical device, made from an amorphous, biocompatible and cross-linked polymer that has a shape memory at body temperature.

A method of manufacturing a stent or a biomedical device according to claims 1-9, comprising polymerizing the polymer starting materials in a spiral mold, followed by removing the obtained article from the mold. -

The method of claim 10, wherein the mold is made from polytetrafluoroethylene.