CN105828847B - 由纱线制备可吸收的聚合物管 - Google Patents

Abstract

本发明涉及由至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管，其中所述聚合物纱线具有≤50μm的直径并且经卷绕的至少一根聚合物纱线以无孔方式熔融，本发明还涉及用于制备所述聚合物管的方法，所述聚合物管特别适用于制备支架。

Description

由纱线制备可吸收的聚合物管

本发明涉及由至少一根聚合物纱线制得的优选由可生物吸收的聚合物组成的无孔聚合物管，其中聚合物纱线具有≤50μm的直径并且经卷绕的至少一根聚合物纱线以无孔方式熔融，本发明还涉及用于制备所述聚合物管的方法，所述聚合物管特别适用于制备支架。

血管支撑件(例如支架)的植入是目前用于治疗狭窄的常见介入性手术。其通常由金属合金，例如不锈钢、钴铬合金或镍钛合金(例如镍钛诺)制得。这种金属支架大量已知并且被证明在实践中可行。一方面，这种金属支架应当由于其金属结构和径向强度保证血管在扩张和植入支架之后保持打开并且保证血液持续通过血管。另一方面，在肿瘤治疗中，支架用于避免由于恶性肿瘤造成的呼吸道(气管)、胆道或食道的狭窄，或者在扩张之后使其保持打开。

支架目前分成两种基本类型：持久的(生物稳定的)和可吸收的(可降解的)支架。持久支架被设计成可以在血管中停留无限的时间。而可吸收支架在血管中在预定时间内分解。

目前的研究表明，血管狭窄不必通过特别是支架形式的人工假体永久支撑。完全足够的是在有限时间内支撑血管直至血管的受损组织愈合并且血管平滑肌细胞再生。血管肌细胞的任务是保持血管打开，因此不再需要支架并且支架不必保留在血管腔中。通过所谓的可吸收支架满足血管支撑的暂时功能，所述可吸收支架在人体内分解。

可吸收支架的优点在于，体外材料不持久地保留在血管中，因此在一定时间内限制了不利血管反应(例如再狭窄)的风险。对于儿童来说，可吸收支架还具有的优点在于，血管在其生长过程中不会受到永久血管支撑件的阻碍。

对于可生物吸收的支架，目前使用或临床研究两种基本的不同材料：

·生物聚合物，即可吸收聚合物，特别是聚交酯

·金属，特别是镁合金

关于可生物吸收的金属支架，目前仅Biotronik公司用可生物吸收的镁合金进行了临床研究。而Lifetech(中国)公司首次用铁基可吸收支架进行了动物试验。由其它公司获知没有在动物模型上进行临床研究或临床前研究。尽管基本上实现了植入支架所致力于的吸收目的，在镁合金的情况下目前仍然存在支架的分解时间不受限制的问题。根据合金，材料分解经受剧烈的波动、难以控制并且通常过快，因此在血管断面再生之前不能保证支架在血管壁中安全生长也不能保证呈现支撑功能。由于不受控制的降解，支架的碎片可能松脱并且造成血栓。

可吸收支架的大部分研发集中于生物聚合物和在此的聚交酯，还可以提到聚乳酸(缩写PLA，英文为polylactic acid)。聚乳酸为工业生物聚合物，属于聚酯并且由许多化学上彼此结合的乳酸分子构成。

在聚交酯中，可吸收支架特别使用聚-L-丙交酯(PLLA)和聚丙交酯-乙交酯(PLGA)。

Kyoto Medical于2007年11月首次获得未涂布PLLA支架Igaki-

的CE认证。之后Abbott得到

的CE认证；其为在外消旋聚丙交酯(PDLLA)涂层中具有依维莫司作为活性物质的PLLA支架。Elixir于2013年获得具有包含Novolimus的涂层的PLLA基支架

的认证。

聚交酯容易获得。许多生产商具有多年经验。所述材料是生物相容的。外科长期已知和使用可生物吸收的聚交酯缝合材料。因此使用聚交酯作为植入材料没有异议并且不必进行大量的生物相容性研究。可以通过选择合适的聚交酯或材料混合物(共聚物)精确地调节可吸收性。目前致力于完全降解，即支架或支架支柱在植入之后18个月(一年半)内完全分解。

作为支架(即管的形式)的材料，聚交酯PLLA和PLGA通常具有高的断裂伸长。可以容易地实现市售PLLA管

的高达100％的断裂伸长；但是缺点在于所述管的强度仅为50-60MPa(参见图1)。而提高强度的措施造成断裂伸长的降低。因此也存在与使用聚交酯的优点相反的一系列缺点。

聚交酯的最大缺点是材料的有限的强度，因此需要使用提高强度的方法。PLLA管在拉伸试验中显示出低于60MPa(典型地50MPa)的强度。由于聚交酯的低强度，支架坯件(聚合物管)和支架支柱分别需要高的壁厚，使得支架具有用于血管支撑的足够的径向强度。

为了提高聚合物或管的强度，做出了大量努力。然而目前的管壁厚或板条壁厚至少为150μm，从而保证足够的径向强度。通过这些壁厚不能达到小的血管直径。这些实心板条与目前用越来越薄的板条(有时板条横截面仅为60μm或更小)制备不可吸收的支架的趋势相矛盾。预期这些精巧支架能够实现更好的血管愈合机会。

提高强度的措施又造成聚合物降低的断裂伸长，因此聚交酯支架的已经很小的延长就能造成单个板条的断裂。尽管板条具有大横截面，支架支柱或板条的强度有限，这在支架植入时连同低的断裂伸长(断裂敏感性)造成昂贵和费时的过程。

因此不推荐直接植入PLLA支架(“直接支架术”)，而是预先借助于气囊扩展狭窄血管(“预扩展”)。有时还进行旋切术，即通过微创方法除去动脉中的硬质沉积物。然后应当优选借助于IVUS或OCT方法精确地测量血管直径，从而选择正确的支架尺寸并且因此避免聚交酯支架的过度膨胀或不足膨胀。最后在已经打开和准备好的血管中插入聚交酯支架。还推荐用非顺应性气囊导管对植入的支架进行后扩展。

聚交酯支架的另一个缺点是由于材料对温度和湿度的敏感性而造成的有限的储存能力。可能在植入之前过早开始不希望的分解过程。

聚合物通常还倾向于蠕变，特别是伸长的聚合物结构显示出这些性质。气囊导管上的卷曲支架非常缓慢并且逐步地扩张，因此支架在气囊导管上不再具有固定位置。在血管中扩张的支架再次容易地收缩，因此分别减小血管横截面和血流。

用于制备血管植入体或支架的管具有典型地小于3.0mm的小直径。当所述管由生物聚合物组成时，其优选通过挤出制得。在通过挤出(挤压)制备时，高纯度干燥聚交酯颗粒在小型挤出机中熔融成粘稠物料并且在高压下通过螺杆传动以管的形式从喷嘴中连续挤出。

另一种制备方法是注塑(注塑成型)。为此，使用注塑机在注射单元中塑化各种材料并且注入注塑模具。模具的空腔(腔体)决定了制成部件的形状和表面结构。替代性地，聚合物管也可以由空心体经受拉管过程。

挤出和注塑的制备方法的共同点在于，长链聚交酯分子链基本上无定向或者在挤压方向(轴向管方向)上略微预取向，并且管以基本无应力的状态存在。管的拉伸强度较低，为50至60MPa。对于所述聚交酯管，只能通过支架支柱的高的壁厚或大的横截面才能实现支架足够的径向强度。通过挤出或注塑制得的聚合物管以及由其获得的支架的一个优点在于，聚合物管和支架是无孔的，即聚合物管和支架支柱不具有孔或间隙(正如由经卷绕纱线制成的聚合物管的情况)，因此具有在生理条件下均匀分解的优点。

在此，通过卷绕借助于溶液纺丝或熔融纺丝制得的聚合物纱线获得的聚合物管具有的缺点在于，产生在经卷绕纱线之间具有孔或间隙的组织状或毛毡状结构，因此在生理条件下不能发生均匀的生物分解，并且这种管的碎片特别在血管区域中可能造成并发症直至心肌梗塞。而该通过卷绕纱线获得的聚合物管的优点在于分子链沿着纱线纵轴定向，由此获得更高的拉伸强度，从而这种聚合物管仅适合较大的身体孔口并且由不可生物吸收的聚合物组成，例如以由经卷绕纱线制成的具有孔的管的形式的食道支架，所述孔的尺寸使得肿瘤细胞不能穿过。这种食道支架例如公开于美国专利申请US 2013103139 A1。

美国公开文献US 2004/0037813 A1公开了用于制备组织和器官的电沉积在基材上的胶原。US 2004/0037813 A1的图3显示了用于将胶原施加至旋转基材上的装置，图10显示了由I型胶原和III型胶原的50:50混合物制成的电纺丝基质的放大图。图12显示了由II型胶原制成的毛毡的放大图，图14和15显示了用胶原纳米纤维涂布之前和之后的支架。US2004/0037813 A1的图10、12和15显示了由无序胶原纤维制成的毛毡状结构。US 2004/0037813 A1既没有公开胶原纤维的定向卷绕，也没有公开经施加胶原纤维的无孔熔融。根据US 2004/0037813 A1中公开的方法，不能进行聚合物纱线的定向卷绕，也不能进行胶原纤维的无孔熔融。

国际公开文献WO 99/17817 A1公开了由无序纱线制成的多孔组织以及用于制备所述组织的装置和方法。WO 99/17817 A1的图1显示了装置，图2显示了由无序纱线制成的组织。WO 99/17817 A1既没有公开无孔聚合物管，也没有公开聚合物纱线的定向或有序定向。WO 99/17817 A1也没有描述聚合物纱线的无孔熔融，而是公开了低于熔点的聚合物纱线的非无孔熔融。

美国公开文献US 2010/0070020 A1公开了由聚氨酯纤维电纺丝的基体，所述基体然后用支撑组织包裹再用外层围绕。US 2010/0070020 A1的图2A显示了电纺丝的无规定向的聚合物纤维的电子显微照片。US2010/0070020 A1既没有公开无孔聚合物管，也没有公开聚合物纱线的定向或有序定向。

现有技术没有公开由定向卷绕的聚合物纱线制成然后以无孔方式熔融的聚合物管，从而正如在挤出方法或注塑方法中那样产生实心的无孔聚合物管，然而根据本发明的不同之处在于保持聚合物纱线中的聚合物链或分子链的定向，因此获得升高的拉伸强度并且获得在聚合物管的标称直径的方向上的复原力。

而对于借助于挤出或注塑制得的聚合物管，由于缺乏分子链的定向，必须采取提高强度的措施。此外已知的是，由于挤出方法中的剪切力，所使用的聚合物因为分子链分裂而平均分子量降低。在熔融纺丝的情况下，聚合物的分子量保持不变。在竞争性挤出方法和注塑中，分子量降低30-50％。这主要是因为挤出机螺杆中的高剪切力，其次是因为在塑化时对聚合物施加的高热负荷。可以借助于粘度计通过确定固有粘度(IV)测量分子量。在此，对比经熔化的聚合物的通过时间与纯溶剂的通过时间。典型的起始材料(如Corbion Purac的PL38)具有3.8dl/g的IV。在挤出机中，IV则降低至2.5dl/g。在后续激光切割(IV降低约5％)和消毒(IV降低约25％)中，聚合物进一步损失分子量。在根据本发明的方法中，在聚合物管的制备过程中分子量几乎不降低(少于5％)。更高的分子量对机械性能产生积极作用并且还延长吸收时间，因为更长的链必须更频繁地分裂。

对于热塑性塑料，已知可以通过拉伸提高材料强度。在塑料产品的工业制造中经常标准地使用所述方法。在拉伸时长链聚合物分子彼此滑行，松脱并且在拉伸方向上彼此定向。其越来越彼此平行。分子链的取向与部分地结晶(部分结晶)同义，其中在材料中同时引发应力(内部应力)。应当通过副键(范德华力、偶极-偶极相互作用或氢键)稳定部分结晶排列，以避免应力降低，即朝向原始形状蠕变的倾向。拉伸不必然在室温进行。例如PLLA管的拉伸可以在典型的50℃至100℃的温度进行。

这意味着在拉伸时同时进行两个过程：分子在拉伸方向上定向并且产生的结晶区域得以矫正。

为了拉伸，可以通过芯轴扩宽聚合物管从而开始提高强度。另一种方法得自气囊导管制备。使用使气囊导管的气囊充气(成型)的相同的设备和装置使PLLA管以更大直径的形式沿径向扩张。US2011/0062638 A1中公开了相似的方法。图2显示了现有技术的用所述方法沿径向扩张(即增强)的PLLA管的应力应变图表。可以看到明显更高的强度，但也看到降低的断裂伸长。降低的断裂伸长造成聚丙交酯支架的有限的可拉伸性并且仅在支架标称直径上的微量过度伸长就造成断裂风险。支架的标称直径表示支架在经扩张(经扩展)植入状态下的内径。

如上所述，作为支架材料的聚合物(例如聚交酯)具有有限强度的巨大缺点，因此需要使用提高强度的方法。然而，这种提高强度的方法(例如拉伸)造成有限的可拉伸性，因此在生物聚合物支架的使用中造成巨大限制。

因此本发明的目的是通过合适的措施和方法提高聚合物管和由其制得的支架或其它血管植入体的强度，并且提供具有改进的拉伸强度和朝向标称直径的复原力的聚合物管以及支架。根据本发明的聚合物管的制备消除了所述巨大限制或者改进了聚合物管的性能，所述聚合物管因此特别适合于制备支架。

本发明的任务是提供聚合物管，所述聚合物管具有升高的径向强度和几乎不降低的断裂伸长，因此特别适合于制备支架。

根据本发明，通过独立权利要求的技术教导解决所述任务。从属权利要求、说明书、附图以及实施例中给出了本发明的其它有利的实施方案。

本发明涉及由至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径并且使所述至少一根聚合物纱线以无孔方式熔融。根据本发明所使用的聚合物纱线的直径≤50μm，优选≤30μm，更优选≤20μm，更优选≤15μm，更优选≤12μm，更优选≤10μm，更优选≤8μm，还更优选≤5μm，特别优选≤2.5μm。聚合物纱线的直径优选在如下范围内：在50nm和50μm之间，更优选在100nm和20μm之间，更优选在150nm和10μm之间，还更优选在200nm和5μm之间，特别优选在300nm和2.5μm之间。本发明的另一个方面为通过卷绕至少一根聚合物纱线制得的聚合物管，其中聚合物纱线具有在50nm至50μm范围内的直径。

正如本文所使用的，术语“无孔”应当被理解为根据本发明的聚合物管不具有如无序或无规定向的纱线的组织或毛毡或网状织物(Gespinsten)中出现的孔。纱线彼此无序地存在，聚合物纱线之间的间隙被称为孔。即使在熔融所述毛毡状或组织状或网状织物状结构时也不能完全消除孔，仅仅使所述结构中的聚合物纱线完全液化，然而这造成毛毡状或组织状或网状织物状结构完全破坏，因此是无意义的。因此，术语“无孔”被理解为根据本发明的聚合物管的结构，所述聚合物管不具有孔，其中体积为至少900nm³或最大直径为至少800nm的间隙被称为孔。具有任意几何形状的孔中的最大的可能直径被称为最大直径。在此，孔涉及管的内部体积而不涉及材料表面(即聚合物管的内表面和外表面)的可能的不平坦性。

此外，术语“无孔”如下定义：测量相同材料的常规挤出管的外径和壁厚。通过确定的外径和确定的壁厚以及测量的管长度确定体积。另外在精密天平上确定管的质量。管的质量除以体积。因此得到管的平均密度。根据本发明制得的管以相同方式测量并且同样确定平均密度。如果挤出的聚合物管的平均密度比根据本发明制得的管的平均密度大至多5％，优选大不超过3％，则根据本发明的管被称为“无孔”的。当其平均密度不大于借助于挤出制得的相同材料的聚合物管的平均密度的5％，优选不大于3％时，聚合物管因此为“无孔”的。

因此，本发明涉及通过卷绕至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径并且使经卷绕的至少一根聚合物纱线熔融或具体而言以无孔方式熔融。

根据本发明的无孔和优选可生物吸收的聚合物管因此不由混乱纱线(Fadengewirr)组成，也不由组织组成，也不由毛毡组成。此外，经卷绕的聚合物纱线形成聚合物管。聚合物纱线不围绕经卷绕的聚合物纱线或获得的聚合物管应当保持在其上的基材或医疗产品(例如支架且主要是金属支架)卷绕。根据本发明使用用于卷绕聚合物纱线的芯轴或线轴从而赋予聚合物管限定的内径(即已经是标称直径)并且能够实现定向卷绕，其中当然从芯轴或线轴上取下制成的聚合物管。根据本发明的聚合物管因此不包括支撑框架，例如聚合物管围绕的支架。根据本发明的聚合物管以及优选借助于激光切割的结构形成支架本身。

本发明还涉及通过定向卷绕至少一根聚合物纱线制得的无孔和优选可生物吸收的聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径并且使经定向卷绕的至少一根聚合物纱线熔融或具体而言以无孔方式熔融。

正如本文所使用的，术语“定向”表示一根或多根聚合物纱线的有序卷绕。一根或多根聚合物纱线的定向或有序卷绕可以表示根据一定样式卷绕或至少在聚合物管的局部区域或层中存在一定顺序。优选的是如缆盘上的缆线的卷绕。定向或有序卷绕不包括如下情况：聚合物纱线交叉或重叠存在，其中在聚合物管的一定截面或位置或层中，经卷绕的聚合物纱线应当彼此平行存在。借助于如US 2010/0070020 A1、WO 99/17817 A1、US 2004/0037813 A1或US 2013103139 A1中公开的喷射装置或电纺丝施加聚合物纱线的溶液是无定向或无序的，因为在此产生聚合物纱线的无规定向。然而，由于分子链(或被同义地称作聚合物链)在聚合物纱线中已经沿着聚合物纱线的纵轴取向，当聚合物纱线同样按照顺序或取向卷绕或组合成聚合物管时，可以利用所述取向产生有利的性能。定向或有序定向的反义词因此是无规或无序定向。

正如本文所使用的，术语“卷绕”特别重要。为了可以定向卷绕至少一根聚合物纱线，聚合物纱线从纺丝喷嘴或电纺丝喷嘴中喷出。因此纺丝喷嘴不是将一根或多根聚合物纱线喷射至芯轴或线轴(由此不可能进行卷绕尤其不可能进行定向卷绕)，而是连续生产被称为无端聚合物纱线的卷绕的聚合物纱线。聚合物纱线或无端聚合物纱线可以说是将纺丝喷嘴与芯轴或线轴连接在一起。因此无端聚合物纱线卷绕在芯轴或线轴上。相反不在芯轴上施加或喷射或卸载多个纱线片、纠缠纱线、混乱纱线或毛毡，这不能定向进行。

本发明还涉及通过卷绕至少一根聚合物纱线制得的可生物吸收的无孔聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且使经卷绕的至少一根聚合物纱线在保持分子链沿纱线纵轴定向下熔融或者精确地说以无孔方式熔融。

本发明还涉及通过定向卷绕至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且使经定向卷绕的至少一根聚合物纱线在保持分子链沿纱线纵轴定向下熔融或者精确地说以无孔方式熔融。

根据本发明，使经卷绕或经定向卷绕的聚合物纱线熔融，从而除去孔并且获得无孔聚合物管，其中优选在比聚合物纱线的熔点高15°或最多高15°，更优选最多高10℃的温度下优选迅速进行熔融，从而保持分子链沿纱线纵轴定向。因此如同挤出方法或注塑方法获得实心无孔聚合物管，但是巨大区别在于，维持了沿着聚合物纱线纵轴的分子链定向。然而通过挤出方法或注塑方法不能获得分子链或聚合物链的这种定向或取向。

根据本发明的聚合物管优选具有0.25-20mm，更优选0.5-15mm，还更优选1-10mm，特别优选1.5-5mm的内径。例如对于冠状血管支架，典型使用内径为2.0至4.0mm并且壁厚为100至200μm的管。相应地，聚合物管的外径为2.2至4.4mm。

管和相应的纱线由聚合物材料，优选可吸收的聚合物制得。聚合物管优选具有圆形横截面。正如本文所使用的，术语“壁”或“管壁”表示聚合物管的侧面或圆柱面，因此表示聚合物管的通过卷绕至少一根聚合物纱线获得的部分而没有可能额外施加的涂层。根据本发明的聚合物管仅具有一个无缝壁。正如本文所使用的，术语“壁厚度”或“壁厚”表示管的内部尺寸和外部尺寸(即外径和内径)之间的差。

正如本文所使用的，术语“可吸收”或“可生物吸收”表示聚合物或聚合物管或由其制得的支架在一定时间内在人类有机体或动物有机体中缓慢溶解并且在某一时刻在体内仅存在其分解产物并且优选从体内排出。在该时刻不再存在聚合物的固体部件或碎块。分解产物应当在生理学上基本无害。

根据本发明优选的是，聚合物管由至少一种热塑性聚合物，更优选可生物吸收的热塑性聚合物制得。可生物吸收的热塑性聚合物可以选自包括如下物质或由如下物质组成的组：聚(ε-己内酯)、聚氨酯、聚羟基丁酸酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚丙交酯、聚乙交酯、聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物、聚二噁烷酮、聚乙二醇(PEG)、聚碳酸亚丙酯(PPC)、聚(脱氨基酪胺酰基-酪氨酸-碳酸乙酯)(PDTE碳酸酯)。

不可生物吸收的聚合物的实例为尼龙、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚酰胺(PA)、聚碳酸酯(PC)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚乙烯(PE)、有机硅、聚四氟乙烯(PTFE)、聚氯乙烯(PVC)。

由于优选使用溶液纺丝或电纺丝，可生物吸收的聚合物应当溶于有机溶剂，例如丙酮、甲醇、乙醇、THF、二氯甲烷、苯、甲苯、氯仿、四氟乙烯(TFE)、四氯化碳、乙酸乙酯、乙醚、乙腈、3-戊酮、丁酮、丙醇、六氟异丙醇(HFIP)。本发明排除胶原，因为其不适合。相反优选的是聚丙交酯(例如PLLA)以及聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物(例如PLGA)。

本发明的另一个方面涉及由至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，其中所述聚合物纱线具有优选在50nm至50μm范围内的直径并且聚合物纱线由不同的、优选可生物吸收的聚合物组成。本发明的另一个方面涉及由多根聚合物纱线制得的聚合物管，其中所述聚合物纱线具有优选在50nm至50μm范围内的直径并且所述聚合物纱线由不同的、优选可生物吸收的聚合物组成。根据本发明通过卷绕聚合物纱线制备聚合物管能够在聚合管中组合不同聚合物或共聚物(下文被称为混合管)，其中不同聚合物或共聚物可以以针对性的并且有利于最终产品的排列形式存在。因此可以向根据本发明的聚合物管赋予不同聚合物或共聚物的针对性的性能。因此通过选择不同聚合物可以制得准确匹配用途的混合管。根据本发明优选的是用于制备支架或其它血管假体的用途。在该情况下，聚合物管可以准确匹配人类血管的生理性能或愈合过程和降解过程。

因此管可以例如以分层方式由不同聚合物组成。根据本发明的聚合物管的壁的内层(面对腔体)和外层(面对血管壁)可以优选由具有极慢降解的聚合物组成，而其之间在壁的内部(管横截面的内部)使用具有高强度(但是任选更快降解)的聚合物。

除了在聚合物管的壁中以分层方式组合不同聚合物之外(径向聚合物组合)，根据本发明还可以制得在管长度上具有不同聚合物因此具有不同性能的聚合物管(轴向聚合物组合)。即在聚合物管的壁中，不同聚合物既可以以层的形式也可以以环的形式变化或设置。

在径向方向和轴向方向上的不同聚合物的任何组合都是可能的。在此一个实施方案对应于，聚合物管由一根聚合物纱线制得并且所述聚合物纱线由不同聚合物组成。本发明还包括由至少两根聚合物纱线制得的聚合物管，所述聚合物纱线由不同聚合物，优选可吸收聚合物组成。

还优选的是，根据本发明的聚合物管具有≤250μm(例如对于末梢血管)，更优选≤200μm，更优选≤150μm(例如对于冠状血管)，特别优选≤100μm的壁厚。本发明的另一个方面涉及在管长度上卷绕成不同壁厚的聚合物管。所述壁厚应当符合由根据本发明的聚合物管制得的构件的强度要求。

根据本发明的聚合物管具有至少5个，优选至少10个，更优选至少20个聚合物纱线的层。在此，由至少一根聚合物纱线的在一个平面中延伸的线圈组成一个层，所述平面平行于聚合物管的轴线，即层的厚度对应于所使用的聚合物纱线的直径。

对于根据本发明制得的无孔聚合物管，聚合物优选具有特别长的分子链，所述分子链还沿着纱线纵轴定向，特别是当纱线通过溶液纺丝制得时。这对聚合物管的强度和缓慢降解是有利的。由于沿着纤维纵轴的分子链定向，在聚合物管或由聚合物管制得的支架变形时建立复原力，所述复原力的方向使得管或支架恢复至用于卷绕的芯轴的外径，即标称直径。在此，芯轴的外径对应于聚合物管或支架在定向分子链熔融之后的内径。根据本发明，以标称直径制得聚合物管并因此由聚合物管优选通过激光切割制得的支架，即芯轴的外径对应于聚合物管扩展之后的内径，因此对于卷曲聚合物管或卷曲支架，在标称直径的方向上建立复原力。在现有技术中通过挤出制得这种聚合物管，其中在挤出时不进行分子链的定向，因此经挤出的管相比于根据本发明的管具有明显更低的拉伸强度和断裂伸长，并且所述经挤出的管由于分子链的无序和无规排列，在标称直径的方向上不建立或仅建立明显更低的复原力。

本发明的一个优选的实施方案涉及包括至少一种活性物质的聚合物管。在此优选的是，至少一种活性物质存在于聚合物管的壁中。活性物质在此优选为适合于减少再狭窄的活性物质。合适的活性物质特别是抗增殖或抗再狭窄的活性物质。

至少一种所使用的抗增殖或抗再狭窄的活性物质优选选自包括如下物质或由如下物质组成的组：紫杉醇，雷帕霉素及其衍生物，例如6-α-羟基-紫杉醇，浆果赤霉素或其它泰素帝，百利莫司A9，Myolimus，Novolimus，吡美莫司，他克莫司，坦罗莫司，佐他莫司，依维莫司，地磷莫司或其它所谓的“莫司”衍生物(也被称为雷帕霉素类似物)。

也可以使用活性物质组合。在此，根据本发明制得的聚合物管的不同位置处的活性物质的浓度可以变化，例如管端部可以包含比中间区域更多的活性物质。活性物质浓度也可以在壁厚中变化并且例如具有梯度，使得聚合物管的外表面(背对腔体的表面)存在比管内表面(面对腔体的表面)更多的活性物质，反之亦然。

为了实现体内植入支架的更好的射线不透性，要么使用具有更高密度(即更高射线不透性)的材料制备支架(例如Boston Scientific“Element”支架中的材料PtCr)，要么优选在支架的近端或远端插入所谓的射线标记物。射线标记物例如由钽、铂或稀有的黄金组成，在小型标记孔眼中卷曲并且通常额外进行激光焊接。

对于根据本发明的聚合物管，存在提供射线不透性的多种可能性。在卷绕管时，射线标记物可以以小圆球或小圆片(与目前的射线标记物相似)的形式或者以薄片或丝的形式引入(即并入)管壁。

然而优选的方法是，在制备细的聚合物纱线时已经在纱线中混入射线标记物，例如射线不透性材料(如钨、钽、铂、金)的粉末。在卷绕时，射线不透性材料因此嵌入整个管壁厚或优选仅嵌入聚合物管的一定的层和/或一定的区域。粉末具有小于10μm，优选小于5μm，更优选小于1μm的粒径。在植入的聚合物支架降解时，粉末或射线标记物溶解。由于其粒径及其生物相容性(微生物惰性)，射线标记物对人类有机体无害。

当例如仅在聚合物壁的内芯部引入射线不透性粉末或射线标记物时需要确保，在支架几乎完全降解之前保持射线不透性。相反，当仅在管的外壁层(非管壁芯部)中引入射线不透性粉末时，可以例如根据剩余的射线不透性确定降解进程，即支架的分解。

另一个实施方案是，不在整个管长度上引入射线不透性粉末或射线标记物，而是仅以一定距离以环形方式引入射线不透性粉末或射线标记物。射线不透性环的距离应当尤其对应于通过激光切割由管制得的支架长度。通过这种方式获得仅在支架近端和支架远端具有射线不透性的支架。

任何其它可能的实施方案(即在聚合物管中引入射线不透性粉末或射线标记物)都是可以想到的和可能的。

代替所述活性物质或射线标记物或除了所述活性物质或射线标记物之外，还可以在管壁中引入具有物理(例如磁性或放射性)和/或化学(例如改变pH值)和/或生理学(例如杀菌)作用的颗粒或纳米颗粒。

引入的放射性颗粒可以例如用于避免血管愈合时的过强增生。例如对于由聚交酯制成的支架，化学颗粒可以有助于缓冲pH值，因为可吸收材料分解成酸性乳酸分解产物。

同样可以在聚合物管中引入其它聚合物材料或金属材料的额外短纱线用于提高强度。所述强度提高的纱线同样是可生物吸收的或生物稳定的。特别地，当额外纱线由不可生物降解的材料组成时，纱线长度应当优选小于50μm，更优选小于20μm，特别优选10微米和更小。

原则上，通过根据本发明由纱线制备聚合物管并且加入添加剂可以制备具有各种作用机制和性能的管。

本发明还涉及用于制备无孔聚合管，优选可(生物)吸收的聚合物管的方法，包括至少如下步骤：

a)卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物纱线；

b)以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

聚合物纱线的直径在此为≤50μm，优选≤30μm，更优选≤20μm，更优选≤15μm，还更优选≤10μm，特别优选≤2.5μm。根据本发明使用的聚合物纱线优选为圆纤维，即其具有圆形横截面，然而也可以具有其它横截面，例如椭圆或有角横截面。也可以考虑具有空心横截面的聚合物纱线，即空心纤维。

根据本发明优选的是，在步骤a)中将至少一根聚合物纱线卷绕在旋转芯轴上。芯轴优选具有恒定直径，但是也可以具有锥形或波浪状形状，使得聚合物管的直径在具有相同的壁厚的情况下沿其长度变化。替代性地，管的壁厚也可以在管的长度上变化，使得在内径不变的情况下外径变化。对于根据本发明的用于制备支架的聚合物管，特别优选的是，至少内径在聚合物管的整个长度上恒定。

根据本发明定向卷绕至少一根聚合物纱线。因此在聚合物管的一定区域内或在聚合物管的一定层中或在整个聚合物管上，聚合物纱线获得预定定向，其中由此不同聚合物纱线的分子链(其沿着各个聚合物纱线的纵轴定向)彼此也获得一定定向，例如围绕聚合物管的纵轴的锥形层。通过聚合物纱线的定向卷绕赋予聚合物管有利的性能，例如更高的拉伸强度以及在标称直径下更高的形状稳定性，以及变形聚合物管或由其制得的变形支架的复原力，其中所述复原力使变形聚合物管以及变形支架从过度伸长形状或挤压形状恢复标称直径。因此还重要的是，聚合物管在制备时已经具有标称直径，即聚合物纱线卷绕在芯轴或线轴上，所述芯轴或线轴的外径对应于聚合物管或由其制得的支架的聚合物管或支架在血管中扩展之后应当具有的内径。

纱线优选以至少100m/min，更优选至少300m/min，还更优选至少600m/min的堆积速度堆积在旋转芯轴上。所述高堆积速度一方面由于方法造成的高的纱线制备速度是有利的，另一方面是希望的，从而在极细纱线的情况下保持短的管卷绕时间。对于优选的纱线堆积速度，芯轴的相应的优选旋转速度为至少10,000U/min，更优选至少30,000U/min，还更优选至少50,000U/min，特别优选大于65,000U/min。

优选用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法包括如下步骤：

a)将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线卷绕或定向卷绕在旋转的芯轴上从而形成聚合物管；和

b)以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

还优选的是，根据本发明的卷绕成聚合物管的聚合物纱线通过溶液纺丝或熔融纺丝制得。在溶液纺丝中通过溶剂使聚合物液化，在熔融纺丝中通过加热使聚合物液化。特别优选的是根据本发明的方法，其中至少一根聚合物纱线通过溶液纺丝或熔融纺丝制得并且同时卷绕在旋转的芯轴上。还优选的是，所使用的聚合物纱线为无端连续的纱线或线束。在达到希望壁厚之后切割所述无端连续的聚合物纱线。

一种特别优选的溶液纺丝的形式是电纺丝。在电纺丝中，通过在电场中处理从而由聚合物溶液制得极细纤维或纱线。在此，在电极处计量加入聚合物溶液并且通过电极的电场拉拔和加速。对于极细纱线，溶剂非常迅速地蒸发并且造成聚合物链排列成微晶(聚合物从溶液中结晶)。

在此，在旋转的芯轴上通过装置均匀卷绕优选由可吸收的聚合物制成的优选无端连续的聚合物纱线，直至达到预定壁厚。获得由聚合物纱线卷绕的管，其中一根或多根纱线以理想的方式彼此完美平行地存在。在此特别优选的是，以一定方式卷绕至少一根聚合物纱线，从而形成聚合物管的无缝隙或连贯的侧面或壁。根据本发明的聚合物管因此优选不具有中断。

通过随后熔融纱线使纱线之间的孔闭合。纱线的熔融以一定方式进行，使得不丧失分子链的定向。特别优选的是，经卷绕的至少一根聚合物纱线的熔融在真空中进行。这可以例如在真空室中进行。通过产生真空消除了紧密并列的纱线的仍然存在的最小间隙中的空气，并且通过熔融形成的聚合物管如同通过挤出或注塑制得的聚合物管特别是无孔的。经卷绕的聚合物纱线和优选经定向卷绕的聚合物纱线的熔融优选在所使用的聚合物的熔程内进行，或者在比所使用的聚合物的熔点或熔程高最多15℃，优选高最多10℃，更优选高最多5℃的范围内进行，并且优选仅进行例如5秒至180秒，优选20秒至120秒的短时间，从而获得分子链的定向。分子链(或被同义地称作聚合物链)在聚合物纱线中沿着聚合物纱线的纵轴定向。

因此，本发明涉及用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的另一个优选的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线卷绕或定向卷绕在旋转的芯轴上；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线，其中使经卷绕的至少一根聚合物纱线在保持分子链沿纱线纵轴定向下以无孔方式熔融。

本发明的另一个方面涉及用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线在旋转的芯轴上卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)在真空中以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

本发明的另一个方面涉及用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线卷绕或定向卷绕在旋转的芯轴上；

b)在真空中在一定温度以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线，所述温度在聚合物或经卷绕的聚合物纱线的熔程或比聚合物或经卷绕的聚合物纱线的熔程高至多15℃以内。

因此根据本发明制得的聚合物管已经以结晶或部分结晶的形式存在，而无需拉伸。结晶度通过聚合物纱线中的分子定向以及通过一根/多根聚合物纱线的定向卷绕产生。一个优选的实施方案因此包括由至少一根经卷绕的聚合物纱线制得的聚合物管，其中聚合物纱线具有在50nm至50μm范围内的直径，并且至少在预定范围内，聚合物纱线的每个线圈彼此平行。所述区域可以例如为单个线圈层，也可以是之后形成支架支柱的聚合物管的区域，并且其中纱线的方向或线圈的角度对应于之后的支柱应力。

正如本文所使用的，术语“线圈”在此表示围绕轴线延伸的至少一根聚合物纱线的绕圈。多层线圈由重叠的同心螺旋组成。至少一根聚合物纱线的在一个平面中平行于聚合物管的轴线延伸的所有线圈形成聚合物管的壁中的层。

根据本发明，经卷绕的聚合物纱线的热熔融可以如下进行：

在步骤a)中卷绕的聚合物纱线仍然在芯轴上时，可以在升高的温度和额外在压力下从外部熔融从而使孔闭合。可以例如通过外置轧辊产生压力。

另一种方法是在温度和压力下从内部扩张在步骤a)中卷绕的聚合物管，其中除了熔融之外同时使纱线伸展。所述方法与气囊导管制备中的气囊制备(气囊充气)相似。

出人意料地发现，根据本发明制得的聚合物管的拉伸强度具有高的方向相关性(参见图2)。猜测其归因于单向定向的聚合物分子。特别有利的是，尽管具有高的拉伸强度，根据本发明的聚合物管在分子链方向上的断裂伸长超过100％并且极高，即材料的张紧(内部应力)较小。这是相比于现有技术的通过拉伸增强的管(其中对于高的拉伸强度，断裂伸长减小)的实质性、决定性的优点。

尽管如此，对于根据本发明制得的聚合物管，升高的强度可以通过拉伸(即伸长或增强)聚合物管得到进一步的升高。在此优选如下方式：

·在卷绕在芯轴上时已经使聚合物纱线(具有已经定向的分子链)伸展。

·可以通过扩张经卷绕但是尚未熔融的管进行增强。

·两种方法的额外组合(在卷绕时伸展纱线然后额外拉伸管)也是可能的。

·有可能在热机械过程中组合纱线的熔融与经卷绕的管的拉伸。

·制成的管(经卷绕并且经熔融)能够通过之后的伸长过程进行拉伸。

根据本发明的用于制备聚合物管的一个优选的方法因此包括：在步骤a)中在卷绕在旋转的芯轴上时使至少一根聚合物纱线伸展并且因此增强。

根据本发明的用于制备聚合物管的另一个优选的方法在于，在步骤b)之前，在根据步骤b)熔融的过程中或者在步骤b)之后，将聚合物管扩张至公称直径并且因此增强。

因此在本发明的意义上得到如下用于制备聚合物管的优选的方法：

用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线在旋转的芯轴上卷绕或定向卷绕成聚合物管；并且在卷绕时使至少一根聚合物纱线伸展

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线。

在伸展时，例如聚合物纱线在张力下变形，使得无序聚合物和部分结晶区域平行于拉伸方向定向。

用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将至少一根直径为50μm的聚合物纱线卷绕成聚合物管；

a')通过扩张聚合物管从而增强；

b)熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线。

用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将直径≤50μm的至少一根聚合物纱线卷绕或定向卷绕在旋转的芯轴上从而形成聚合物管；并且在卷绕时使至少一根聚合物纱线伸展；

a')通过扩张聚合物管从而增强；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线。

用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线并且在熔融同时拉伸聚合物管。

用于制备无孔聚合物管和优选可生物吸收的无孔聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线；

b')通过伸长拉伸经熔融的聚合物管。

根据本发明制得的聚合物管的拉伸可以在室温进行，但是优选在升高的温度进行。

为了调节和/或固定根据本发明的聚合物管的机械性能，特别是当进行拉伸时，还可以进行热后处理。通过在低于熔点的温度下退火提高结晶度。通过淬火可以固定结晶结构，但是也可以固定无定形结构。

出人意料地发现，通过例如在旋转芯轴上卷绕尽可能细的聚合物纱线制得的聚合物管具有升高的强度同时具有最佳的断裂伸长。在直径在微米范围或亚微米范围(直径在50nm至50μm的范围内)的细纱线中，分子已经尽可能地单向定向。

如上所述，目前在现有技术的聚合物管中使用的提高强度的方法造成用作聚合物支架的起始材料时的巨大限制。根据本发明的聚合物管的制备消除了所述巨大限制或改进了管的性能，这对于其用于制备支架和其它血管植入体的用途来说是特别决定性的。

在拉伸(伸长)聚合管时原则上同时出现两种效果：

A)单个长链分子在伸长方向上松脱并且伸展。在分子链方向上强度提高，并在垂直于分子方向强度降低。

B)在伸长时分子链还彼此移动，相互滑动并且彼此张紧(增强)。产生内部应力。随着内部应力的增加，材料的可拉伸性降低。

因此拉伸程度有限，因为聚合物管仅可有限地伸长而不引发断裂。一方面分子不能任意伸展，另一方面内部应力不允许超过断裂强度。

根据本发明，在根据本发明制备聚合物管的过程中，分子定向和增强的过程完全地、至少基本上彼此分离地进行，从而对于两个过程达到最佳。

在制备聚合物管的第一步骤中，即在卷绕聚合物纱线时，已经保证了分子定向。通过优选在快速旋转的芯轴或轴或线轴上卷绕尽可能细的聚合物纱线进行管的制备。在直径在微米范围(≤50μm)或亚微米范围(≤1μm)的细纱线中，分子已经尽可能地单向定向。可以例如通过从最小纺丝喷嘴中挤出(熔融纺丝)，优选通过溶液纺丝，更优选通过电纺丝进行纱线制备。然后在一个或多个后续步骤中进行伸长或增强。

本发明的另一个优选的实施方案涉及所谓的混合聚合物管以及由其制得的支架。混合聚合物管由至少两种具有不同熔点的聚合物组成。在此，包含的两种聚合物的熔点相差至少10℃，更优选至少20℃。如上所述以一定方式完成管结构的成型，然而聚合物的引入交替进行，其中具有最高熔点的聚合物不应首先卷绕也不应最后卷绕。一个层由至少一个纱线层组成。在高于具有较低熔点的聚合物的熔点但是低于具有较高熔点的聚合物的熔点的温度进行纱线的熔融。

通过产生不同的纱线层和以无孔方式熔融的聚合物层，结合了纱线的高拉伸强度和无孔表面的优点。因此由所述混合聚合物管组成的植入体能够如同常规植入体那样植入，但是同时具有更高的强度。还可以通过选择聚合物层调节吸收行为。无孔层将管保持在一起并且保证垂直于纤维方向的负荷承载。相反，通过高强度和非熔融的聚合物纤维进行纤维方向上的负荷承载。

因此本发明还涉及混合聚合物管，所述混合聚合物管通过如下方式制得：卷绕或以层的方式卷绕至少一根聚合物A的聚合物纱线，其中至少一根聚合物A的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根聚合物B的聚合物纱线，其中至少一根聚合物B的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由至少一根聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根聚合物A的聚合物纱线，其中至少一根聚合物A的聚合物纱线具有≤50μm的直径，其中在由聚合物A组成的层内的至少一根聚合物A的聚合物纱线在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度彼此熔融，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。

换言之，本发明还涉及混合聚合物管，所述混合聚合物管通过如下方式制得：卷绕或以层的方式卷绕聚合物A的聚合物纱线，其中聚合物A的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕聚合物B的聚合物纱线，其中聚合物B的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕聚合物A的聚合物纱线，其中聚合物A的聚合物纱线具有≤50μm的直径，其中聚合物A的聚合物纱线在由聚合物A的聚合物纱线组成的层内在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度彼此熔融，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。

再换言之，本发明涉及由如下组成的混合聚合物管：经卷绕并且在各个层内相互熔融的聚合物A的聚合物纱线的多个层和存在于经卷绕并且相互熔融的聚合物A的聚合物纱线的层之间的经卷绕但是在各个层内不相互熔融的聚合物B的聚合物纱线的层，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。在高于聚合物A的熔点但是低于聚合物B的熔点的温度进行各个层内的经卷绕的聚合物A的聚合物纱线的熔融。

根据本发明，使聚合物A以及聚合物B的纱线的卷绕定向。如上所述，在旋转芯轴或旋转线轴上进行聚合物纱线的卷绕。

因此本发明还涉及用于制备混合聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线；和

b)在由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物B的聚合物纱线；和

c)在由至少一根聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线；和

d)任选多次重复步骤b)和c)；和

e)在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度熔融或以无孔方式熔融由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的各个层内的至少一根经卷绕的聚合物A的聚合物纱线，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。

在该条件下，由至少一根聚合物B的聚合物纱线组成的各个层内的至少一根聚合物纱线不相互熔融。

替代性地，本发明涉及用于制备混合聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)卷绕直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线；和

b)在由聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕直径≤50μm的聚合物B的聚合物纱线；和

c)在由聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线；和

d)任选多次重复步骤b)和c)；和

e)在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度熔融或以无孔方式熔融由经卷绕的聚合物A的聚合物纱线组成的各个层内的经卷绕的聚合物纱线，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。

本发明还涉及用于制备混合聚合物管的方法，所述方法包括如下步骤：

a)交替卷绕直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线的层和直径≤50μm的聚合物B的聚合物纱线的层，其中具有较低熔点的聚合物形成最下层和最上层，和

b)在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度熔融或以无孔方式熔融由聚合物A的聚合物纱线组成的层，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点。

由混合聚合物管优选借助于激光切割的支架具有特别性能，因为其在聚合物B的层中还利用了聚合物纱线的有利性能并且额外地由于聚合物A的熔融层而具有极好的稳定性和强度。混合聚合物管以及由其制得的支架还可以由多于2种聚合物制得，并且可以包含本文公开的活性物质和/或射线标记物。因此用于制备混合聚合物管的方法还可以包括如下步骤：优选借助于激光由混合聚合物管切割支架。混合聚合物管的直径优选对应于支架的公称直径或标称直径。因此用于制备混合聚合物管的方法替代性地还可以包括如下步骤：优选借助于激光由混合聚合物管切割支架，其中混合聚合物管的直径对应于支架的公称直径或标称直径。

本发明的另一个方面涉及从由经定向卷绕的聚合物纱线组成的聚合物管激光切割的支架，所述聚合物纱线不以无孔方式相互熔融。由于激光切割，经切割的聚合物纱线的切割边缘相互熔融，使得单根纱线不能从制成的经切割支架中松脱，但是由于获得的支架的纱线结构而在拉伸强度和标称直径方向上的复原力方面具有有利性能。

可以利用根据本发明制得的管的强度的巨大的方向相关性从而特别制备血管植入体，优选支架和特别优选可生物吸收的支架。支架在此被理解为用在中空器官或体腔中从而使其保持打开的格状或网状人工假体。支架的基础框架(在此表示不具有涂层的聚合物支柱)不形成实心的管，而是形成格网。例如观察血管支架的基础框架发现，其例如由实心的管借助于激光切割而得，从而形成彼此结合的单个尽可能细的支柱。支柱和节点的排列和形状被称为支架设计。在本发明的意义上可以使用所有常见的支架几何形状。

支架或血管支撑件需要高的径向强度，从而在扩展(扩张)之后保持血管打开。而在轴向方向上(即在支架的纵向方向上)不需要高强度。在径向方向上(周向方向)还需要高的断裂伸长，使得在借助于气囊导管植入时支架可以充分伸长而无断裂风险。根据本发明制得的聚合物管恰恰具有这些性能。其特征在于径向方向(即周向方向)上的高强度和同时高的断裂伸长。

因此本发明的一个优选方面提供特别适合用于制备支架的聚合物管。所述聚合物管，优选可吸收的聚合物管可以根据本文描述的根据本发明的方法制得。

因此本发明还包括由本文公开的聚合物管制得的支架或血管植入体，优选可吸收的支架。可吸收的支架优选为用于血管、尿道、呼吸道、胆道或消化道的支架。在这些支架中又优选用于血管或通常用于心脏循环系统的支架。

在切割支架时，切割单个支柱之间的平面。支架或血管植入体因此具有大量实心框架组件(例如环、螺旋、波或丝形式的支柱)，以及在这些实心组件之间的大量间隙。在人工假体或支架的常见的实施方案中，支柱在节点处汇合。然而也有不存在或几乎不存在节点并且支柱例如具有环或螺旋形式的人工假体的实施方案。其优选为气囊膨胀的支架，借助于导管将所述支架推入生病位置或待治疗位置，在所述位置处支架扩宽至其限定的标称直径。

此外，由于限制伸长或拉伸造成的材料的蠕变(即卷曲的或在血管中经扩展的支架)是不希望的。为了尽可能避免植入支架的不希望的蠕变过程，根据本发明被证明有利的是，例如通过激光切割以伸长状态制得支架。即支架由根据本发明的聚合物管制得，所述聚合物管的直径对应于支架在经扩宽状态下的公称直径(即内径)。然后根据本发明的支架仍然可以容易地施加(卷曲)至导管气囊上。因此本发明涉及由根据本发明的聚合物管制得的支架，其中聚合物管(未扩张的聚合物管)的内径对应于支架在植入之后的内径。

因此根据本发明的用于制备支架的聚合物管的内径优选对应于经扩张支架的内径。因此优选的是，根据本发明的聚合物管具有0.5-15mm，更优选1-10mm，还更优选2-6mm的内径。通过直径对应于经扩展支架的直径(公称直径或标称直径)的聚合物管，优选激光切割血管植入体。因此制得的支架以经扩张(经扩展)状态存在。

这也是有利的，因为在经扩张状态下支架板条或支架支柱优选指向周向方向，因此指向经卷绕的聚合物纱线的方向或指向分子链的方向或高强度的方向。之后，支架在气囊导管上卷曲从而可以植入。

因此本发明还涉及用于制备无孔支架，优选可吸收的无孔支架的方法，所述方法包括至少如下步骤：

a)将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线；和

c)优选借助于激光由聚合物管切割支架。

本发明的一个优选方法是用于制备无孔支架，优选可吸收的无孔支架的方法，所述方法包括如下步骤：

a)将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线；和

c)优选借助于激光由聚合物管切割支架，其中聚合物管的直径对应于支架的公称直径。

本发明还涉及用于制备无孔支架，优选可生物吸收的无孔支架的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选在旋转芯轴上卷绕或定向卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物纱线；

b)以无孔方式熔融至少一根经卷绕的聚合物纱线，其中经卷绕的至少一根聚合物纱线在保持分子链沿纱线纵轴定向下以无孔方式熔融；和

c)优选借助于激光由聚合物管切割支架。

本发明的另一个方面涉及用于制备无孔支架，优选可生物吸收的无孔支架的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选在旋转芯轴上将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管；

b)在真空中以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线；和

c)优选借助于激光由聚合物管切割支架。

本发明的另一个方面涉及用于制备无孔支架，优选可生物吸收的无孔支架的方法，所述方法包括如下步骤：

a)优选在旋转芯轴上卷绕或定向卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物纱线；

b)在真空中在一定温度以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线，所述温度在聚合物或经卷绕的聚合物纱线的熔程或比聚合物或经卷绕的聚合物纱线的熔程高至多15℃以内；和

c)优选借助于激光由聚合物管切割支架。

本文针对根据本发明的用于制备聚合物管的优选实施方案做出的所有陈述也适用于用于制备支架的方法。

以伸长状态制备支架的方法具有的另外的优点在于，大大避免了聚合物的不希望的蠕变过程。变形的聚合物倾向于蠕变恢复其原始形状。以非伸长(卷曲)状态制得然后伸长的支架倾向于朝向其原始较小的直径蠕变。这对于支架植入来说是不利的，因为植入的支架的直径在血管中进一步减小。对于目前认证的可生物吸收的支架，观察到所述行为。

而当支架由具有大管径(所述管径对应于经扩展的血管直径)的聚合物管切割而成时，在血管中扩展之后维持所述直径。根据本发明优选的是，支架由根据本发明的聚合物管借助于激光切割而成。在此还优选的是，根据本发明的聚合物管具有的直径对应于经扩张(或经扩宽或经扩展)的支架的直径。在此，经扩张支架的内径对应于根据本发明的用于制备支架的聚合物管的内径。同样情况也适用于外径，除非在由聚合物管制备之后还为支架设置涂层，例如释放活性物质的涂层。

由直径对应于支架的经扩张直径(即公称直径)的管制备支架的另一个优点在于，相对于以更小管径(至少对应于卷曲、收缩支架的直径)制得的支架，在超过公称直径过度伸长时的断裂风险不高。由于现有技术的聚合物管的强度的优化以可拉伸性为代价，以更小管径制得的支架的可拉伸性有限并且过度伸长迅速造成断裂。对于根据本发明制得的支架，在同样有限的可拉伸性下可以达到更大的血管直径。

还有可能使根据本发明制得的聚合物管针对性地适应血管植入体的机械要求。

在卷绕聚合物纱线时，迅速旋转的芯轴前后移动，使得纱线例如以一定角度以交叉方式卷绕。特别在电纺丝的情况下，也可以通过使纱线在电场中转向从而以交叉方式或以分层方式卷绕一根或多根聚合物纤维。

在例如植入血管之后，可以鉴于支架的单个板条或支柱的之后的负荷(应力应变的方向)针对性地进行定向卷绕。纱线在此应当优选以最高强度要求的方向存在。还有可能的是，纱线以分层方式(即在层中)以不同角度卷绕并且实现希望的针对性强度。还有可能的是，在管的轴向方向上实现满足例如支架中间和端部的不同强度要求的不同的管壁厚。为此，线圈厚度(即纱线的线圈数)在芯轴的纵向方向上改变。

用于制备根据本发明的聚合物管的另一个优选方法包括步骤a)，其中针对性地以分层方式和以交叉方式以一定角度卷绕聚合物纱线。

因此用于制备无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管的优选方法包括如下步骤：

a)在旋转芯轴上将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管，其中芯轴前后移动，使得聚合物纱线以一定角度以交叉方式或以分层方式卷绕；

b)以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

用于制备无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管的另一个优选方法包括如下步骤：

a)在旋转芯轴上将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管，其中芯轴前后移动，使得聚合物纱线以预定样式卷绕；

b)以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

在此优选的是，选择对应于支架设计的样式并且例如为螺旋状。

用于制备无孔聚合物管，优选可生物吸收的无孔聚合物管的另一个优选方法包括如下步骤：

a)将至少一根直径≤50μm的聚合物纱线卷绕或定向卷绕成聚合物管，其中至少一根聚合物纱线以至少两个具有不同角度的层的方式卷绕；

b)以无孔方式熔融经卷绕的至少一根聚合物纱线。

在此特别优选的是，选择对应于由管制得的构件的强度要求的角度。在支架的情况下，其主要为作用于单个支架支柱的径向力。因此特别有利的是，可以根据支架设计自由选择角度。

优选的是，对于根据本发明制得的聚合物管，线圈厚度(即重叠线圈或纱线层的数目)在5个线圈和1000个线圈之间，更优选在10个线圈和600个线圈之间，更优选在25个线圈和500个线圈之间，还更优选在50个线圈和300个线圈之间。

细聚合物纱线的卷绕需要高的堆积速度，即卷绕旋转芯轴的高的旋转速度。当纱线以一定角度例如以交叉方式卷绕时，需要芯轴的迅速前后移动(即高的轴向运行速度)。

在用于制备根据本发明的聚合物管的另一个优选方法中，在步骤a)中在卷绕纱线时引入活性物质。活性物质在此优选是可以用于减少再狭窄的活性物质。合适的活性物质特别是抗增殖或抗再狭窄的活性物质。

至少一种所使用的抗增殖或抗再狭窄的活性物质优选选自包括如下物质或由如下物质组成的组：紫杉醇，雷帕霉素及其衍生物，例如6-α-羟基-紫杉醇，浆果赤霉素、多西他赛，百利莫司A9，Myolimus，Novolimus，吡美莫司，他克莫司，坦罗莫司，佐他莫司，依维莫司，地磷莫司或其它所谓的紫杉烷或“莫司”衍生物。

还可以引入活性物质组合。在此，活性物质可以以不同浓度存在。所使用的活性物质的浓度同样可以在根据本发明的聚合物管和由其制得的支架的不同局部区域之间变化。因此在聚合物管的端部区域中可以包含比中间区域更多的活性物质。替代性地，可以在面对腔体的(血液侧)管内侧引入不同于背对腔体的(血管侧)管外侧的其它活性物质。可以想到用于促进面对腔体的管内侧的内皮化的活性物质和用于抑制背对腔体的管外侧的增生的活性物质。

在以分层方式卷绕溶液纺丝或熔融纺丝的聚合物纱线时，可以在聚合物纱线之间施加活性物质。因此有可能的是，将活性物质直接并入聚合物管的壁中。可以例如在卷绕之前用活性物质溶液浸渍聚合物纱线。在溶液纺丝时，存在引入活性物质的一种特别的可能性。在溶液纺丝时，通常在室温将优选可吸收的聚合物溶解在溶剂中。可以在该溶液中同时引入活性物质，只要其与溶剂相容。因此待卷绕成管的溶液纺丝的纱线中已经存在活性物质。

在之后熔融(烘烤)聚合物管时，相比于挤出或注塑，温度明显更低并且因此不损坏活性物质。在挤出或注塑聚合物管时，明显超过聚合物的熔点。

在聚合物管的壁厚上的活性物质梯度也是有利的。为此，可以使用具有不同活性物质浓度或具有不同活性物质的聚合物纱线从而制备聚合物管。替代性地，可以在其制备时在连续聚合物纱线中加入不同的活性物质浓度或不同的活性物质。可以连同至少一种活性物质或活性物质组合引入其它物质，例如转运介质。

适合作为溶剂的优选是有机溶剂，例如氯仿(三氯甲烷)、二氯甲烷(二氯甲烷)、四氟乙烯(TFE)、六氟异丙醇(HFIP)、四氢呋喃(THF)、丙酮(二甲基酮)、乙醚、甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇、二乙基酮、二甲基甲酰胺(DMF)、二甲基乙酰胺、乙酸乙酯、二甲亚砜(DMSO)、苯、甲苯、二甲苯、叔丁基甲醚(MTBE)、环己烷、N-甲基-2-吡咯烷酮、戊烷、己烷、庚烷，其中优选二氯甲烷和氯仿。

随着聚合物管或由其制得的植入体(例如支架)的植入进行之后的活性物质的释放。在植入由根据本发明的聚合物管制得的支架之后的最初阶段，发生聚合物分子的分解过程，而支架不降解，即无质量损失。活性物质的释放基本上通过扩散进行。在之后开始的降解时，活性物质的释放通过腐蚀进行。还有可能的是，活性物质以不同浓度引入管壁，因此满足支架的扩散和降解的进程和/或血管的愈合过程。相反，对于经涂布的、可吸收的和不可吸收的聚合物支架，活性物质涂层首先分解，然后支架分解，而不再存在活性物质。

尽管如此，根据本发明制得的聚合物管或聚合物支架还有可能设置有额外的涂层。在此，所述涂层优选为释放活性物质的涂层。在此，活性物质或活性物质组合可以单独地或在合适基质中施加至管或支架的聚合物表面。合适的基质可以为聚合物，优选可吸收的聚合物。在此，释放活性物质的涂层的聚合物可以与基础框架的聚合物相同。

连同活性物质还可以施加影响活性物质的释放或与支架的粘附的其它物质。可以充当释放活性物质的涂层中的药理学相容的载体的物质选自由如下物质组成或包括如下物质的组：淀粉，羧甲基淀粉钠，山梨醇，蔗糖，硬脂酸镁，磷酸二钙，硫酸钙，滑石，甘露醇，聚乙烯醇，聚乙烯吡咯烷酮，明胶，天然糖，天然和合成树胶例如阿拉伯树胶，瓜尔豆胶，海藻酸钠，苯甲酸钠，乙酸钠，甘油酯，肉豆蔻酸异丙酯和棕榈酸异丙酯，柠檬酸酯例如柠檬酸三丁酯和柠檬酸三乙酯及其乙酰基衍生物，邻苯二甲酸酯例如邻苯二甲酸二甲酯或邻苯二甲酸二丁酯，苯甲酸苄酯，三乙酸甘油酯，2-吡咯烷酮，琼脂，纤维素，纤维素衍生物例如甲基纤维素，羧甲基纤维素钠和羟丙基甲基纤维素。

可以借助于已知方法，例如喷射法、浸渍法、等离子体法、刷涂法、喷溅法、电纺丝或吸液法在基础框架(由通过根据本发明的聚合物管切割而成的支架支柱组成)上施加释放活性物质的涂层。

通过上述描述，根据本发明的聚合物管的性能和由所述管制得的支架或血管支撑件的性能变得清楚。因此本文所述的根据本发明的聚合物管的所有特征和特征组合也应当结合根据本发明的支架进行理解。聚合物管以及支架的创造性主要在于根据本发明的制备方法。本发明还涉及根据本发明的方法获得的聚合物管和支架。根据本发明的方法制得的聚合管和支架的特征在于更高的径向强度和同时高或甚至更高的断裂伸长，其中径向强度优选>80Mpa，更优选>90Mpa，还更优选>100Mpa，断裂伸长>30％，更优选>40％，还更优选>50％。

附图说明

图1：图1显示了现有技术和根据本发明制得的PLLA管的应力应变图表之间的对比

曲线1、2：根据本发明制得的根据实施例6的PLLA管(3.3x 0.15mm)的应力应变图表，并且用所描述的螺旋(参见图4)测试从而确定径向应力。曲线1和2各自表示一个试样。

曲线3、4：用于医学用途的挤出管的市场领导者的现有技术的取向的PLLA管(3.4x0.15mm)的应力应变图表。用所描述的螺旋测试从而确定径向应力。曲线3和4各自表示一个试样。

曲线5：用于医学用途的挤出管的市场领导者的现有技术的取向的PLLA管(3.4x0.15mm)的应力应变图表。用所描述的条带测试从而确定轴向应力。

曲线6、7：根据本发明制得的PLLA管(3.3x 0.15mm)的应力应变图表，并且用所描述的条带测试从而确定轴向应力。曲线6和7各自表示一个试样。

图2：图2显示了现有技术和根据本发明制得的PCL管的应力应变图表之间的对比。

曲线1、2：根据本发明制得的PCL管(3.3x 0.15mm)的应力应变图表，并且用所描述的螺旋测试从而确定径向应力。曲线1和2各自表示一个试样。

曲线3、4：根据本发明制得的PCL管(3.0x 0.15mm)的应力应变图表，并且用所描述的条带测试从而确定轴向应力。曲线3和4各自表示一个试样。

曲线5：用于医学用途的挤出管的市场领导者的现有技术的PCL管(3.4x 0.15mm)的应力应变图表。用所描述的条带测试。

图3：显示了根据图1和2的拉伸试验的试验构造。横梁在主轴行程上向上运行。通过试样的伸长产生力，借助于经校准的测力传感器记录所述力。

图4：显示了如何用激光切割聚合物管，从而获得用于根据图1和2的拉伸试验的管段。这些试样用于取向的(即各向异性的)聚合物，因此可以记录径向方向和轴向方向上的应力。

实施例

实施例1：根据本发明的聚合物管的制备

根据本发明的聚合物管如下制得：将高纯度聚合物基础材料聚己内酯(PCL)溶解在四氟乙烯(TFE)中，即170mg PCL/1ml TFE并且在电纺丝方法中拉制成约2μm的细纱线。纱线以约700m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。所述过程在25kV的电压下以10ml/h的聚合物输送体积进行。四氟乙烯由极细纱线瞬间蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。

然后，聚合管的紧密并列的纱线在高于熔点的温度在约65℃熔融。为了保证以无孔方式熔融和管壁的高密度，在熔融时在管外部施加机械力，即将管挤压在芯轴上。

实施例2：根据本发明的支架的制备

在冷却之后，从芯轴上抽出根据实施例1制得的管并且夹入激光设备。使用超短脉冲激光器在聚合物管中切割支架设计。切割的结果是仅剩下由单个支架支柱组成的支架结构。在清洁步骤之后制成支架，从而能够在气囊导管上卷曲然后植入。

实施例3：根据本发明的包含紫杉醇的聚合物管的制备

当希望支架释放活性物质从而改进愈合行为时，活性物质可以例如在制备时将活性物质直接引入聚合物管。

为此，在实施例1的聚合物的四氟乙烯溶液中以两种不同的浓度(紫杉醇比聚合物1:10和1:3)混合紫杉醇。由于希望聚合物管在管壁厚上以分层方式包含两种不同的活性物质浓度，首先在电纺丝方法中使用第一种溶液拉制约0.75μm的细纱线，并且将其卷绕在高速旋转的芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕。在200层之后中断纱线的卷绕，并且用由具有第二种活性物质浓度的溶液制成的纱线继续直至总共卷绕300层。纱线熔融的方法相比于实施例1不变。激光切割支架的方法如实施例2所述并且不因活性物质而变化。

如果希望活性物质浓度在管长度上变化，同样可以用具有不同活性物质浓度的纱线加工。

实施例4：根据本发明的包含西罗莫司的聚合物管的制备

根据本发明的聚合物管如下制得：将高纯度聚合物基础材料聚乙交酯(PGA)溶解在六氟异丙醇(HFIP)中，即80mg PGA/1ml HFIP并且在电纺丝方法中拉制成约1μm的细纱线。纱线以约800m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。六氟异丙醇从极细纱线中立即蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。以10ml/h的聚合物输送体积进行所述方法约30分钟。为了功能化，在该过程中用药物负载聚合物管。为此，在所述过程即将结束时、20分钟之后、25分钟之后和28分钟之后，用活性物质西罗莫司喷射芯轴。在此，浓度分别升高20％，从而在最上层中保持高浓度然后在之后的洗脱时间内释放降低的浓度。

然后，聚合管的紧密并列的纱线在高于熔点的温度在约235℃熔融。为了保证以无孔方式熔融和管壁的高密度，在10至500nBar的真空中进行熔融过程。

实施例5：根据本发明的射线不透性聚合物管的制备

根据本发明的聚合物管以如下方式制得，将高纯度聚合物基础材料聚羟基丁酸酯(PHB)溶解在氯仿(CHCl₃)中，即40mg PHB/1ml CHCl₃。为了功能化，用射线不透性颗粒负载聚合物溶液。为此，每毫升溶液中加入10mg氮化钽纳米颗粒。在电纺丝方法中将聚合物拉制成约500nm的细纱线。纳米颗粒粘附至纱线并且并入纤维结构。纱线以约750m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。氯仿从极细纱线中立即蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。以10ml/h的聚合物输送体积进行所述方法约30分钟。

然后，聚合管的紧密并列的纱线在高于熔点的温度在约185下熔融。为了保证以无孔方式熔融和管壁的高密度，在10至500nBar的真空中进行熔融过程。

实施例6：图1的试验程序

a)PLLA管的制备

曲线1、2、6、7属于以如下方式制得根据本发明的管：将高纯度聚合物基础材料聚-L-丙交酯(PLLA)溶解在氯仿(CHCl₃)中，即60mg PLLA/1ml氯仿并且在电纺丝方法中拉制成约0.8μm的细纱线。纱线以约800m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。所述过程在22kV的电压下以8ml/h的聚合物输送体积进行。氯仿从极细纱线中瞬间蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。

然后，聚合管的紧密并列的纱线在高于熔点的温度在约185℃熔融。为了保证以无孔方式熔融和管壁的高密度，在30nBar的真空中进行熔融。在冷却之后从芯轴上抽出制得的管。

曲线3、4、5属于根据如下方法制得的市售获得的PLLA管：

PLLA管根据现有技术制得。为此，用Purac公司的预先干燥的PLLA颗粒PL38负载Thermofisher Scientific公司的HAAKE MiniLab II Micro Compounder。根据生产商给定的标准进行挤出。目视检查经挤出的管并且用激光切割成分别300mm的部段。以内径为3.4mm并且长度为140mm的形状将所述管段夹入BW-Tec AG的气囊成型机503。然后用12bar负载所述管并且将模具加热至比玻璃化转变温度高30℃的温度。然后从模型中除去管并且重新目视检查。

将两个管(即根据本发明的管和现有技术的管)同样地夹入激光设备的弹簧夹头。用超短脉冲激光器在待测试的聚合物管中切割试样设计(图4)。切割的结果是仅剩下试样。条带(参见图4右部)，用于测试轴向方向上的机械性能。螺旋用于径向方向上的测试(参见图4左部)。螺旋不完全在径向方向上延伸，而是具有略微的斜度。然而在确定径向力时可以忽略所述斜度，因为由其造成的偏差低于1％，并且斜度造成实际上低估而不是高估最大应力。条带具有2mm的一致宽度和40mm的长度。条带的厚度对应于起始管的壁厚。在光学显微镜下检测试样，编号并且在激光切割之后立即进行拉伸试验。

b)进行拉伸试验从而获得曲线

拉伸试验在20℃和25℃之间的室温进行。借助于平坦机械夹钳将形成的试样夹入拉伸试验机Zwick Z005。条带已经以平坦形式存在，使得其首先在夹钳之间向上推动并且上方夹钳通过两个夹紧螺钉固定夹紧。然后横梁向下运行，直至将样本推入下方夹钳。所述夹钳也通过两个夹紧螺钉锁定。将螺旋像条带那样进行拉伸，但是必须预先拉直。为此，首先将螺旋的端部夹入上方夹具，然后用镊子向下拉伸并且松脱推入下方夹具。然后在拉伸试验中施加5MPa的预应力，从而拉直样本。然后以5mm/min的恒定速度分开各个样本。具有5kN的最大力的经校准的测力传感器记录由此产生的力。在附属软件中用力除以起始横截面并且计算图1中显示的应力。通过横梁的运行路径确定x轴上的应变。图3中显示了试验构造。

实施例7：图2的试验程序

管根据实施例1制得。另一个常规的经挤出管(图2，曲线5)如同市售获得的管那样制得。为此，用Purac公司的预先干燥的PCL颗粒PC12负载Thermofisher Scientific公司的HAAKE MiniLab II Micro Compounder。根据生产商给定的标准进行挤出。目视检查经挤出的管并且用激光切割成分别300mm的段。以内径为3.4mm并且长度为140mm的形状将所述管段装入BW-Tec AG的气囊成型机503。然后用12bar负载所述管。然后从模具中除去管并且重新目视检查。

管(即根据本发明的管和现有技术的管)如同实施例6那样进行测试。由于常规的管是各向同性的，由常规管制成的两种试样得到相同结果，因此仅显示一个曲线。

实施例8：根据本发明的混合聚合物管的制备

根据本发明的混合聚合物管如下制得：将高纯度聚己内酯(PCL)溶解在四氟乙烯(TFE)中，即170mg PCL/1ml TFE。将另一种高纯度高分子量聚合物(PLLA)溶解在氯仿中，即60mg PLLA/1ml氯仿。在电纺丝方法中将PCL拉制成约1μm的细纱线。纱线以约800m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。TFE从极细纱线中立即蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。在10个重叠的纤维层之后，将芯轴夹入第二个电纺丝设备。在第二电纺丝方法中将PLLA拉制成约700nm的细纱线。纱线同样以约800m/min的高速从电纺丝喷嘴中喷出。氯仿从极细纱线中立即蒸发，纱线卷绕在旋转芯轴上。在此，芯轴前后移动，从而实现均匀卷绕，即均匀的分层线圈厚度。重新形成10个重叠的纤维层。重复两个电纺丝方法的顺序15次。其中第一层和最后一层始终由具有更低熔点的聚合物(即PCL)组成。然后，聚合管的紧密并列的纱线在高于PCL的熔点的温度下在约70℃下熔融。因此PCL纱线以无孔方式互相熔融。为了保证以无孔方式熔融和管壁的高密度，在10至500nBar的真空中进行熔融过程。PLLA纱线在70℃下不熔融并且保持纱线的形式。因此利用纱线已知的高强度。由于真空使得PLLA纱线尽可能强烈地彼此挤压，从而可以减少不负载的自由体积。通过PCL层将纱线保持就位并且保证在之后的激光切割时管不会瓦解。可以由混合管切割支架，所述支架可以用常规气囊导管植入。PLLA纤维保证高的径向强度，而无孔PCL层吸收轴向方向上的负载。由于PCL在体温以玻璃态存在，存在巨大的变形潜力，这又对轴向弯曲能力(也被称为顺应性)产生积极影响。这造成支架保持动脉打开但是无需拉直支架。

Claims (13)

1.通过定向地卷绕至少一根聚合物纱线制得的无孔聚合物管，其中所述至少一根聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且使经卷绕的至少一根聚合物纱线以无孔方式熔融，和所述无孔聚合物管是可生物吸收的，其中至少一根经卷绕的聚合物纱线的熔融在聚合物纱线的熔点或比聚合物纱线的熔点最多高15℃的温度下进行；和所述至少一根聚合物纱线选自聚(ε-己内酯)、聚羟基丁酸酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚丙交酯、聚乙交酯、聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物；其中所述无孔聚合物管具有0.25-20mm的内径，所述无孔聚合物管的径向强度为>80MPa和所述无孔聚合物管的断裂伸长为>30％，

其中至少一根聚合物纱线在真空中以无孔方式熔融5秒至180秒。

2.根据权利要求1所述的无孔聚合物管，其中所述聚合物管沿其长度具有不同的线圈数或不同的壁厚度。

3.根据权利要求1所述的无孔聚合物管，其中所述聚合物管包括至少一种活性物质和/或至少一种射线标记物。

4.无孔混合聚合物管，所述无孔混合聚合物管通过如下方式制得：卷绕或以层的方式卷绕至少一根聚合物A的聚合物纱线，其中所述至少一根聚合物A的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根聚合物B的聚合物纱线，其中所述至少一根聚合物B的聚合物纱线具有≤50μm的直径，并且在由所述至少一根聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根聚合物A的聚合物纱线，其中在由聚合物A组成的层内的所述至少一根聚合物A的聚合物纱线在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度彼此熔融，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点，其中所述至少一根聚合物纱线是定向地卷绕的和所述聚合物管是可生物吸收的；所述至少一根聚合物纱线选自聚(ε-己内酯)、聚羟基丁酸酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚丙交酯、聚乙交酯、聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物；和其中所述无孔混合聚合物管具有0.25-20mm的内径，所述无孔混合聚合物管的径向强度为>80MPa和所述无孔混合聚合物管的断裂伸长为>30％，其中至少一根聚合物A的聚合物纱线在真空中以无孔方式熔融5秒至180秒。

5.用于制备无孔聚合物管的方法，包括如下步骤：

a)定向地卷绕直径≤50μm的至少一根聚合物纱线以形成聚合物管；和

b)在所述至少一根聚合物纱线的熔点或比所述至少一根聚合物纱线的熔点最多高15℃的温度下以无孔方式熔融所述聚合物管中的至少一根经卷绕的聚合物纱线以形成无孔聚合物管，

其中，所述无孔聚合物管是可生物吸收的；所述无孔聚合物管具有0.25-20mm的内径；所述无孔聚合物管的径向强度为>80MPa和所述无孔聚合物管的断裂伸长为>30％，

所述至少一根聚合物纱线选自聚(ε-己内酯)、聚羟基丁酸酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚丙交酯、聚乙交酯、聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物，

其中至少一根聚合物纱线在真空中以无孔方式熔融5秒至180秒。

6.根据权利要求5所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中所述至少一根聚合物纱线通过溶液纺丝、电纺丝或熔融纺丝制得。

7.根据权利要求5所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中在步骤a)中将所述至少一根聚合物纱线卷绕在旋转芯轴上。

8.根据权利要求7所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中芯轴的旋转速度为至少10,000U/min。

9.根据权利要求5所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中所述聚合物管具有标称直径。

10.根据权利要求5所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中使所述至少一根聚合物纱线定向地卷绕。

11.根据权利要求5所述的用于制备无孔聚合物管的方法，其中经卷绕的至少一根聚合物纱线在保持分子链沿纱线纵轴定向下以无孔方式熔融。

12.用于制备无孔混合聚合物管的方法，包括如下步骤：

a)卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线以形成无孔聚合物管；和

b)在由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物B的聚合物纱线；和

c)在由至少一根聚合物B的聚合物纱线组成的层上卷绕至少一根直径≤50μm的聚合物A的聚合物纱线；和

d)任选多次重复步骤b)和c)；和

e)在等于或高于聚合物A的熔点但是等于或低于聚合物B的熔点的温度熔融或以无孔方式熔融在由至少一根聚合物A的聚合物纱线组成的各个层内的至少一根经卷绕的聚合物A的聚合物纱线，其中聚合物B具有至少比聚合物A高10℃的熔点，

其中，所述至少一根聚合物纱线是定向地卷绕的；和所述聚合物管是可生物吸收的，所述无孔混合聚合物管具有0.25-20mm的内径；

其中所述无孔混合聚合物管的径向强度为>80MPa和所述无孔混合聚合物管的断裂伸长为>30％；和

所述至少一根聚合物纱线选自聚(ε-己内酯)、聚羟基丁酸酯、聚乳酸、聚乙醇酸、聚丙交酯、聚乙交酯、聚丙交酯和聚乙交酯的共聚物，

其中至少一根聚合物A的聚合物纱线在真空中以无孔方式熔融5秒至180秒。

13.由根据权利要求1-4任一项所述的聚合物管制得的支架。

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