CN108289747A - 生物体吸收性支架 - Google Patents

生物体吸收性支架 Download PDF

Info

Publication number
CN108289747A
CN108289747A CN201680069168.5A CN201680069168A CN108289747A CN 108289747 A CN108289747 A CN 108289747A CN 201680069168 A CN201680069168 A CN 201680069168A CN 108289747 A CN108289747 A CN 108289747A
Authority
CN
China
Prior art keywords
coating
polymer
cell
holder
aforementioned
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201680069168.5A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108289747B (zh
Inventor
佐佐木诚
新留琢郎
金贞玉
山下修藏
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Japanese Medical Machinery Technology Research Institute
Kumamoto University NUC
Original Assignee
Japanese Medical Machinery Technology Research Institute
Kumamoto University NUC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Japanese Medical Machinery Technology Research Institute, Kumamoto University NUC filed Critical Japanese Medical Machinery Technology Research Institute
Publication of CN108289747A publication Critical patent/CN108289747A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108289747B publication Critical patent/CN108289747B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/02—Inorganic materials
    • A61L31/022—Metals or alloys
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/08—Materials for coatings
    • A61L31/10—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/16—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
    • A61F2002/9155—Adjacent bands being connected to each other
    • A61F2002/91558—Adjacent bands being connected to each other connected peak to peak
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2210/00—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2210/0004—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof bioabsorbable
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2210/00—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2210/0076—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof multilayered, e.g. laminated structures
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2240/00—Manufacturing or designing of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2240/001—Designing or manufacturing processes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2250/0014—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis
    • A61F2250/003—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis differing in adsorbability or resorbability, i.e. in adsorption or resorption time
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2250/0014—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis
    • A61F2250/0046—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis differing in melting temperature
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/416—Anti-neoplastic or anti-proliferative or anti-restenosis or anti-angiogenic agents, e.g. paclitaxel, sirolimus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/42—Anti-thrombotic agents, anticoagulants, anti-platelet agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/60—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
    • A61L2300/606—Coatings
    • A61L2300/608—Coatings having two or more layers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/08—Coatings comprising two or more layers

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)

Abstract

本发明提供一种涂布了生物分解性聚合物的支架，其对于延迟芯结构体的物性(特别是径向力)的损耗而言是有效的。一种支架，其特征在于，其由如下构件构成：由生物体吸收性材料(镁等)形成的芯结构体、被覆芯结构体的表面全部区域的由生物分解性的第1聚合物形成的第1被覆层、以及被覆第1被覆层的表面全部区域或者一部分的生物分解性的由第2聚合物形成的第2被覆层，且前述第1聚合物的玻璃化转变温度不足37℃，前述第2聚合物的玻璃化转变温度为47℃以上。

Description

生物体吸收性支架
技术领域
本发明涉及一种生物体吸收性支架，其一边留置于在生物体内的管腔中生成的狭窄部或者闭塞部以维持为开放状态，一边在生物体内缓慢地消失。
背景技术
近年来，随着生活习惯的欧美化以及高龄化，在日本，心肌梗塞、心绞痛、脑卒中、末梢血管疾病等动脉硬化性疾病也日益在增加。作为针对于这样的动脉硬化性疾病的确实的治疗法，例如列举：在心脏的冠状动脉方面的经皮的冠动脉形成术(以下，称为PTCA)所代表的那样的将血管的狭窄部或者闭塞部进行开大的经皮介入术。随着适用的医疗器具的技术革新，该PTCA作为QOL以及经济性优异的治疗法，被通常广泛地普及。
PTCA是指如下的手术技术：将在前端附有球囊的细的管子(导管)从手臂或大腿部的动脉插入而通过于心脏冠动脉的狭窄部，然后使得前端的球囊进行膨胀，将狭窄了的血管进行扩张，从而恢复血流。由此，使得病变部的血管内腔进行扩张，由此使得通过于血管内腔的血流增加。
然而，因导管而损伤了血管壁时，则引起血管壁的治愈反应即血管内膜的增殖，因而在成功地利用PTCA开大了冠状动脉狭窄病变部的患者之中的约10％必需进行再治疗。在发生了再狭窄的情况下，需要再次进行PTCA，因而确立其预防法、得到了改善的治疗法成为当务之急。
近年来，在血管、气管、食道、尿道等管腔中生成的狭窄部中留置而维持开放状态的被称作支架的医疗器具正在得到使用。在该支架方面存在有自身扩张型以及球囊扩张型，自身扩张型是将较小地折叠的收缩状态的支架插入于目的部位，然后去除维持收缩的应力，在支架自身的复原力的作用下在半径方向上进行扩张从而密接固定于生物体器官的内表面，球囊扩张型是在支架内配置的球囊的扩张力的作用下将支架进行扩张。然而现状是，仅通过将支架留置于狭窄部，无法充分抑制再狭窄。
一般可认为，在进行了PTCA或者支架留置的血管部位，受到了血管内皮细胞的剥离或者弹性板损伤等伤害，针对于它们的生物体治愈反应要经过较长时期(支架留置后，约2个月)。更详细而言，关于人身体中的再狭窄的成因，考虑了主要是如下的过程：在PTCA或者支架留置后1～3天中发生的单核细胞(monocyte)的粘接、浸润中发现的炎症过程；以及在约45天后增殖性成为最高峰的平滑肌细胞所进行的内膜肥厚形成过程。
为了解决这些问题，有人使用一种药剂溶出性支架(drug-eluting stent)，其中，在由金属或高分子材料形成的支架的表面担载了抗炎剂、平滑肌细胞的增殖抑制剂(专利文献1以及专利文献2)。
另外，有人提出了一种由生物体吸收性材料构成支架本体的支架。例如提出了一种脉管支架，其为通过将生物体吸收性聚合物(聚乳酸)制的纤维编织为筒状或者管状而得到的结构物(专利文献3)。
一般而言，使得将均匀地进行了电解研磨的生物体吸收性镁合金设为基材的裸金属支架在水溶液中进行扩张时，则在水分子接触的表面全部区域进行腐蚀，机械强度(物性)逐渐受损害。为了抑制腐蚀，人们进行了如下的尝试：为了期待获得阻碍水分子进行接触的作为阻挡层而言的功能，从而将生物分解性聚合物涂布于基材表面(专利文献5以及6)。
在专利文献1以及专利文献2中记载的支架方面，在管腔内的留置部位，长期局部性地释出药剂，因而带来再狭窄率的大幅减低。但是，由于由这些金属材料形成的支架本体半永久性地留置在生物体内，因而在释出了药剂之后，有可能引发由支架本体相对于血管壁的机械性应力引起的慢性炎症。因此，作为解决金属制支架的上述问题的支架，提出了一种由生物体吸收性材料构成支架本体的支架。
关于专利文献3中记载的由生物体吸收性聚合物形成的支架，列举如下的课题：与金属制的支架相比较而言强度小，没有充分的血管支撑力(径向力)。即使通过增大厚度而获得了与金属支架同等的径向力，再狭窄率也会增大(根据过去的临床结果可以说，为了减轻再狭窄率，重要的是将厚度设为130μm以下)，以及向患部的输送性也会失去，因而是不实用的。
专利文献4中记载的镁合金具有比生物体吸收性聚合物优异的强度，可实现实用的支架厚度。然而，关于生物体吸收性镁合金，在生物体内的分解(腐蚀)速度极其大，考虑到必须在支架留置后约6个月期间确保充分的血管支撑力(径向力)并且以一定期间留置于体内，则存在有问题。
关于专利文献5以及专利文献6中记载的原本应该缓和随着镁合金的腐蚀而发生的pH升高的尝试，反而常常引起局部集中性且加速性的腐蚀(局部腐蚀)，常常以基材物性(特别是径向力)的致命性损耗为结束。其主要原因是，因支架扩张而导致在基材-聚合物界面生成的狭小的空隙(图1)、在应力集中部生成的涂布层的龟裂(图2)。空隙招致随着氢氧化镁或氢气这样的腐蚀产物的滞留而引发的局部性pH升高，这成为问题。另一方面可认为，龟裂所带来的不均匀的表面形状可成为孔状腐蚀(局部腐蚀)的诱因。
关于该医疗设备，只要伴随着朝向球囊导管(balloon catheter)的卷缩(crimp：缩径)以及由支架术(stenting：扩径)导致的塑性弹性变形(物理变化)，则同时地避免空隙和龟裂这样的事情是非常困难的。例如，在由聚乳酸涂布后的支架的缩径以及扩径方面，在应力集中部位没有见到龟裂的情况下，在表观上解释为对于耐蚀性提高而言是有效的。但是实际上，如图1中所示的那样，因缩径以及扩径所带来的物理变化而导致聚合物2从基材1表面剥离，在基材-聚合物界面无秩序地生成密闭性高的空隙3。如前面所述那样，这样的事情的结果是，随着由局部性的pH升高导致的局部腐蚀，对基材物性(特别是径向力)造成致命性损耗。即，被聚乳酸完全被覆的基材表面成为腐蚀产物的滞留场所。即使谋求了聚乳酸的分子量或厚度的最优化，也无法到达此课题的根本性解决。这样地，关于伴随着物理变化的支架，前面所述的调整pH环境这样的方法(专利文献5以及6)不是有效的，这是目前所面临的现实。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开平8-33718号公报
专利文献2：日本特开平9-56807号公报
专利文献3：日本特许第2842943号公报
专利文献4：日本特许第4340744号公报
专利文献5：日本特许第5425364号公报
专利文献6：日本特许第5701497号公报
发明内容
发明想要解决的课题
本发明的目的在于提供一种支架，其具有生物分解性聚合物涂布层(被覆层)，所述生物分解性聚合物涂布层在如下方面是有效的：延迟形成支架的芯结构体的生物体吸收性材料、特别是生物体吸收性镁合金基材的物性(特别是径向力)的损耗，并且在37℃·5％CO2气氛下的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中经过1个月以上而维持物性。
用于解决课题的方案
本发明人等为了实现上述目的，对于形成芯结构体的生物体吸收性材料、特别是生物体吸收性镁合金的物性损耗的延迟进行了锐意研究，结果发现如下事实从而达成了本发明，该事实为，通过在芯结构体上形成由玻璃化转变温度的不同的生物分解性聚合物形成的2层结构的被覆层，从而获得在如下方面是有效的支架：在支架扩张时，抑制在基材-聚合物界面生成的空隙、在聚合物被覆层中生成的龟裂，并且延迟芯结构体的重量以及物性(特别是径向力)的损耗。
在本发明第1技术方案方面，该支架的特征在于，所述支架具有：
芯结构体，其由生物体吸收性材料形成，
第1被覆层，其密接于支架骨架地将前述芯结构体的表面全部区域进行被覆，由生物分解性聚合物(第1聚合物)形成，
第2被覆层，其进一步将第1被覆层的表面全部区域或者一部分进行被覆，由生物分解性聚合物(第2聚合物)形成，
前述第1聚合物的玻璃化转变温度(Tg)不足37℃，前述第2聚合物的Tg为47℃以上。即，在前述第1聚合物与前述第2聚合物之间，需要具有至少10℃以上的温度差，优选具有20℃以上的温度差，进一步优选具有30℃以上的温度差。在此情况下，前述第1聚合物以及前述第2聚合物不限定为半结晶性或者结晶性中的任一个。(结晶性是指，有规则地排列着聚合物链的程度。例如，如果是由单一的聚合物链构成的聚集体，则具有优异的结晶性。)
在本发明第2技术方案方面，为前述第1技术方案中，关于前述生物体吸收性材料，优选为含有Li、Ca、Ti、V、Cr、Mn、Fe、Zn、Zr、Nb、或者Ta中的至少一个的镁合金，特别是，优选为不含铝的镁合金，更优选地，优选为也不含有稀土(Sc、Y、Dy、Sm、Ce、Gd、La中的任一个)的镁合金。
在本发明第3技术方案方面，为前述第1或第2技术方案中，前述第1被覆层与前述第2被覆层的膜厚的任一个都优选为1～5μm，而且将两者进行合算而得到的膜厚优选为2μm以上、10μm以下。
在本发明第4技术方案方面，为前述第1～第3技术方案中，在由前述第2聚合物形成的第2被覆层中，还可含有血管内膜肥厚抑制剂。
在本发明第5技术方案方面，为前述第4技术方案中，前述血管内膜肥厚抑制剂也可以是西罗莫司(Sirolimus)、依维莫司(Everolimus)、百奥莫司(Biolimus)A9、佐他莫司(Zotarolimus)、及/或紫杉醇(Paclitaxel)。
在本发明第6技术方案方面，为前述第1～5的技术方案中，关于前述第1聚合物以及前述第2聚合物的数均分子量，任一个都优选为30,000～200,000的范围。
在本发第7技术方案方面，为前述第1～6的技术方案中，第1聚合物/第2聚合物优选为PCL(-65℃≤Tg≤-60℃)/PDLLA(50℃≤Tg≤55℃)、PLCL(-60℃≤Tg＜37℃)/PDLLA(50℃≤Tg≤55℃)、PCL(-65℃≤Tg≤-60℃)/PLLA(60℃≤Tg≤65℃)、或者PLCL(-60℃≤Tg＜37℃)/PLLA(60℃≤Tg≤65℃)的组合。
在上述的技术方案中，前述第1聚合物优选为聚-ε-己内酯(PCL)、聚乳酸-ε-己内酯(PLCL)。
另一方面，前述第2聚合物优选为聚-L-乳酸(PLLA)、聚-D,L-乳酸(PDLLA)。又，在PDLLA方面，不会限定为嵌段共聚或者无规共聚中的任一种，也不会限定D体与L体的共聚比率。
在本发明第8技术方案方面，为前述第7技术方案中，在上述PLCL方面，不会限定为嵌段共聚或者无规共聚中的任一种，但是己内酯的共聚比率优选为20摩尔％以上。
在本发明第9技术方案方面，为前述第1～8的技术方中，优选在37℃·5％CO2气氛下的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中，经过1个月以上而维持由前述生物体吸收性材料形成的芯结构体的径向力。
在本发明第10技术方案方面，优选为一种支架，为前述第1～9的技术方案中，前述生物体吸收性材料形成的芯结构体由多个孔格单元(cell unit)构成，前述孔格单元具备大致直线部与大致圆弧部，沿着轴方向将第一孔格组与第二孔格组相对地配置，该第一孔格组将一端部开口的大致U字形状的多个第一孔格进行连结而得到，该第二孔格组将形状与该第一孔格相同的多个第二孔格进行连结而得到，该相对地配置后的孔格组之中的比其它的孔格稍长的顶部孔格与下端部孔格进行连结而形成孔格单元，按照该多个孔格单元包围支架的中心轴的方式配置，且该孔格单元的相邻的顶部孔格与下端部孔格由第一连结构件进行连结而形成管状单元，并且该多个管状单元配置于支架的轴方向，该管状单元的多个相对的孔格之间中的仅仅一部分的孔格由第二连结构件进行连结，且将该孔格单元的相邻的顶部孔格与下端部孔格进行连结的第一连结构件的连结部以及将该多个相对的孔格之间中的一部分的孔格进行连结的第二连结构件的连结部的曲率半径为40～100μm，具有大致U字形状的孔格的前端的曲率半径为60～200μm。
在本发明第11技术方案方面，为制造前述第1构成的支架的方法，其中，关于前述第1被覆层与前述第2被覆层，优选通过将以丙酮或者四氢呋喃为溶剂的生物分解性聚合物溶液进行喷雾涂布而形成。
在本发明第12技术方案方面，为前述第11技术方案中，优选的是形成第1被覆层，在减压下在50～60℃干燥了24小时以上，然后形成第2被覆层。
又，权利要求书及/或附图中公开的至少2个构成要素的任何组合都包含于本发明中。特别是，权利要求书中记载的权利要求中的2个以上的任何组合也包含于本发明。
发明的效果
根据本发明第1技术方案，可获得一种支架，其中，前述芯结构体可经过至少约1个月及其以上的长期(6个月)而维持径向力。另外，由于前述芯结构体以及前述第1被覆层、第2被覆层全都由生物分解性材料构成着，因而可获得花费1年以上被生物体吸收的支架。进一步，前述第1聚合物与前述第2聚合物的最优的组合的复合体可抑制前述芯结构体的局部腐蚀。
根据本发明第2技术方案，前述芯结构体是生物体吸收性镁合金，一并具有优异的生物体适合性以及机械强度。特别是，不含铝以及稀土的前述镁合金可进一步提高生物体适合性。
根据本发明第3技术方案，通过按照合算而设为2μm～10μm的厚度，从而容易担保膜厚的均匀性，不管个体差异为如何，容易发挥所希望的效果。
根据本发明第4以及第5技术方案，可获得一种支架，其不会过度地阻碍血管内皮细胞的增殖，并且发挥血管内膜肥抑制效果。特别是，从前述第2被覆层缓释的前述内膜肥厚抑制剂可有效抑制支架内狭窄。
根据本发明第6技术方案，聚合物的数均分子量不足30,000时，在支架使用时倾向于变得容易溶出，倾向于不易发挥所希望的效果。另外，超过200,000时，则溶剂溶解性倾向于变得不充分，喷雾涂布性倾向于变得不充分，不适宜于本发明中使用的涂布方法。具有最优的数均分子量的前述第1被覆层以及前述第2被覆层具有抑制前述芯结构体的局部腐蚀的效果。另外，在第1被覆层以及第2被覆层具有平滑的表面的情况下，可抑制无秩序的局部腐蚀的产生。进一步，可控制前述血管内膜肥厚抑制剂的缓释。
根据本发明第7技术方案，通过选择前述第1聚合物与前述第2聚合物的特定的组合，可高度地抑制前述芯结构体的局部腐蚀，可抑制前述芯结构体的物性损耗。
根据本发明第8技术方案，在己内酯的共聚比率不足20摩尔％时，在37℃(体温)未必是橡胶状态，无法发挥所希望的效果。在PLCL中己内酯的共聚比率为20mol％以上，这从获得玻璃化转变温度低的生物分解性聚合物的观点考虑是优选的。
根据本发明第9技术方案，在具有上述第1至第8结构的支架中，相比较于不具有与本发明不相当的支架或者被覆层的支架(芯结构体单一体)而言，显著地抑制在37℃·5％CO2气氛下的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中的芯结构体的径向力的随时间性降低。
根据本发明第10技术方案，通过提高支架的耐久性，并且在第一以及第二连结构件的连结部设置特定的曲率半径，从而在支架扩张时，可减低在应力集中部生成的龟裂、在基材-聚合物界面生成的狭小的空隙，可抑制生物体吸收性材料(镁合金等)的局部腐坏。即，如果不是具有优异的扩张均匀性的前述芯结构体，则无法形成可耐受缩径以及扩径所带来的物理变化的支架骨架，无法将基于前述第1被覆层以及前述第2被覆层而得到的所希望的效果进行最大化。
根据本发明第11技术方案，可利用喷雾涂布，从而在支架骨架的全表面均匀地涂布生物分解性聚合物溶液，这是优选的。第1被覆层与第2被覆层间强固地粘接时，则可抑制芯结构体的生物体吸收速度。
根据本发明第12技术方案，通过在形成了第1被覆层之后，即，在形成第2被覆层之前，进行在减压下在50～60℃下的24小时以上的干燥，从而可使得第1被覆层以及第2被覆层的表面为平滑化，可抑制无秩序的局部腐蚀的产生。
附图说明
根据参考了附有的附图的以下的适宜的实施方式的说明，应能更明确地理解本发明。但是，实施方式以及附图仅仅用于图示及说明，不应利用于限制本发明的范围。本发明的范围根据权利要求书而确定。在附图中，多个附图中的相同的标记表示相同部分。
图1是表示在应力集中部的基材-聚合物界面中生成的密闭性高的空隙的示意图。
图2是表示在应力集中部的聚合物中生成的龟裂的示意图。
图3所示为本发明支架的骨架结构的一个例子的俯视图。
图4所示为将相邻的孔格单元的顶部孔格与下端部孔格进行连结的第一连结构件的连结部详细图。
图5所示为将管状单元的多个相对的孔格之间中的一部分的孔格进行连结的第二连结构件的连结部详细图。
图6是表示本发明支架的构成要素的示意图。
图7是示出与本发明支架的构成要素的比较的比较例1的示意图。
图8是示出与本发明支架的构成要素的比较的比较例2的示意图。
图9是示出与本发明支架的构成要素的比较的比较例3的示意图。
图10是示出与本发明支架的构成要素的比较的比较例4的示意图。
图11所示为在耐蚀性试验中使用的本发明支架芯结构体表面的SEM照片图像。
图12所示为在耐蚀性试验中使用的本发明支架切断面的SEM照片图像。
图13所示为耐蚀性试验28天后的芯结构体表面的SEM照片图像。
具体实施方式
(支架的基本结构)
在本发明第1技术方案中，该支架由如下的构件构成：
芯结构体，其由生物体吸收性材料形成，
第1被覆层，其被覆前述芯结构体的表面全部区域，由生物分解性聚合物(第1聚合物)形成，
第2被覆层，其被覆前述第1被覆层的表面全部区域或者一部分，由生物分解性聚合物(第2聚合物)形成；
也可含有微细分散于前述第2被覆层中的血管内膜肥厚抑制剂。
在上述第1技术方案中，为了防止芯结构体的物性损耗，因而除了具有选定形成前述芯结构体的前述生物体吸收性材料的要素、以及在前述芯结构体被覆前述第1聚合物以及前述第2聚合物的要素之外，还具有选定前述第1聚合物与前述第2聚合物的组合的要素、选定前述第1聚合物以及前述第2聚合物的Tg以及膜厚的要素、以及将前述生物分解性聚合物的表面形状进行控制的要素。
(芯结构体)
本发明的支架的芯结构体由生物体吸收性材料形成。作为具体例子，列举由纯镁、镁合金、纯铁、铁合金等形成的生物分解性金属，但是更优选为镁合金。进一步，从相对于人体的安全性的观点考虑，不含铝以及稀土(Sc、Y、Dy、Sm、Ce、Gd、La中的任一个)的镁合金是更优选的。
(第1聚合物)
通过使得前述第1聚合物与前述第2聚合物在前述条件下形成复合体，才可抑制在作为前述芯结构体(特别是镁合金)的表面生成的局部腐蚀。即，该复合体效果是重要的，即使前述第1聚合物单一体具有了阻碍水分子朝向前述芯结构体的接触的作为阻挡层而言的功能，仅仅只有它也是不充分的。
作为在本发明中使用的前述第1聚合物，列举聚-L-乳酸(PLLA)、聚-D,L-乳酸(PDLLA)、聚乳酸-乙醇酸(PLGA)、聚乙醇酸(PGA)、聚己内酯(PCL)、聚乳酸-ε-己内酯(PLCL)、聚乙醇酸-ε-己内酯(PGCL)、聚-对二氧杂环己酮(dioxanone)、聚乙醇酸-三亚甲基碳酸酯、聚-β-羟基丁酸等。它们可单独使用或者也可组合而使用。一般而言，在这些聚合物的数均分子量为同程度的情况下，PCL(-65℃≤Tg≤-60℃)、PLCL(-60℃≤Tg＜37℃)与其它的聚合物相比而言，在37℃的柔软性或延性优异，且疏水性优异，因而作为第1聚合物而言是优选的。又，在PLCL方面，只要Tg不足37℃，则不会限定于嵌段共聚或者无规共聚中的任一种，但是己内酯的共聚比率优选为20摩尔％以上。在己内酯的共聚比率不足20摩尔％时，在37℃未必是橡胶状态，无法发挥所希望的效果。
(第2聚合物)
关于前述第2聚合物，优选在具有前述复合体效果的基础上，还具有将所担载了的前述血管内膜肥厚抑制剂的溶出速度进行控制的功能。作为本发明中使用的前述第2聚合物，列举聚-L-乳酸(PLLA)、聚-D,L-乳酸(PDLLA)、聚乳酸-乙醇酸(PLGA)、聚乙醇酸(PGA)、聚-ε-己内酯(PCL)、聚乳酸-ε-己内酯(PLCL)、聚乙醇酸-ε-己内酯(PGCL)、聚-对二氧杂环己酮、聚乙醇酸-三亚甲基碳酸酯、聚-β-羟基丁酸等。它们可单独使用或者也可组合而使用。但是，为了控制所担载的前述血管内膜肥厚抑制剂的溶出速度，因而优选为在37℃上为玻璃状态且具有低含水性的聚合物。在本发明中，在前述第1聚合物与前述第2聚合物之间，必需具有至少10℃以上的温度差。因此，在上述中列举出的生物分解性聚合物之中，使用PLLA(60℃≤Tg≤65℃)以及PDLLA(50℃≤Tg≤60℃)等玻璃化转变温度为47℃以上的生物分解性聚合物。关于这些聚合物，在实现所希望的药剂溶出举动方面，优选任意地调整数均分子量或膜厚。
(第1聚合物与第2聚合物的组合)
关于前述第2聚合物，通过夹设与前述第1聚合物的粘接面而形成复合体，从而发挥抑制前述芯结构体的物性损耗的效果。特别是，为了实现本发明的优选的目的，因而前述第1聚合物与前述第2聚合物的组合成为重要的关键。
例如，选择PDLLA作为前述第2聚合物的情况下，作为前述第1聚合物，PLCL成为选择项之一。关于PDLLA，通过形成与PLCL的复合体，从而有效地抑制前述芯结构体的物性损耗。PLCL具有优异的支架扩张跟随性，不会在应力集中部生成龟裂，也不会在与前述芯结构体的界面生成狭小的空隙。即，可通过避免局部性的pH升高，从而抑制局部腐蚀。另一方面，在上下反转后的结构方面，即在前述第1聚合物选择了PDLLA、前述第2聚合物选择了PLCL的结构方面，结果是反而招致物性的损耗。由于PDLLA没有具有支架扩张跟随性，因而产生局部腐蚀。这样地，利用前述第1聚合物以及前述第2聚合物的最优的组合，可发挥所希望的效果。
作为前述第1聚合物与前述第2聚合物(第1聚合物/第2聚合物)的优选的组合，列举PCL(-65℃≤Tg≤-60℃)/PDLLA(50℃≤Tg≤55℃)、PLCL(-60℃≤Tg＜37℃)/PDLLA(50℃≤Tg≤55℃)、PCL(-65℃≤Tg≤-60℃)/PLLA(60℃≤Tg≤65℃)、或者PLCL(-60℃≤Tg＜37℃)/PLLA(60℃≤Tg≤65℃)等。进一步，通过将各自的数均分子量以及膜厚进行最优化，从而可将所希望的效果进行最大化。
在上述中，关于前述第2聚合物，通过夹设与前述第1聚合物的粘接面而形成复合体，从而发挥抑制前述芯结构体的物性损耗的效果。
关于第1聚合物或者第2聚合物，在各自的玻璃化转变温度的范围内，也可利用单一聚合物而构成，也可以是多种聚合物(聚合物掺合物)。
(玻璃化转变温度)
前述第1聚合物的Tg必需不足37℃，前述第2聚合物的Tg必需为47℃以上。如果，前述第2聚合物的Tg不足47℃时，即使前述第1聚合物与前述第2聚合物的复合体可在37℃成为橡胶状态，即使可跟随于缩径以及扩径所带来的物理变化，也无法满足将前述第2聚合物所担载的前述血管内膜肥厚抑制剂的溶出速度进行控制的功能。另外，在前述第2聚合物的Tg为37℃以上且不足47℃的情况下，同样地前述第1聚合物与前述第2聚合物的复合体在37℃成为橡胶状态，无法获得所希望的药剂溶出速度控制能力。为了获得该功能，前述第2聚合物的Tg相比于使用该支架的温度(37℃)而言高至少10℃以上，这是优选的。在前述第1聚合物与前述第2聚合物之间，优选至少存在10℃以上的温度差，该温度差越大则越优选。
(结晶性)
前述第1聚合物以及前述第2聚合物不限定于半结晶性或者结晶性中的任一个。(结晶性是指，有规则地排列着聚合物链的程度。例如，如果是由单一的聚合物链构成的聚集体，则具有优异的结晶性。)即，关于前述第1聚合物，如果在37℃是橡胶状态，则不管是半结晶性或者结晶性中的任一种，皆可期待所希望的效果。关于前述第2聚合物，如果在37℃是玻璃状态(Tg：47℃以上)，且在Tg方面在与前述第1聚合物之间具有至少10℃以上的温度差，并且可满足将前述血管内膜肥厚抑制剂的溶出速度进行控制的功能，则结晶性没有特别限定。
(数均分子量)
关于前述第1聚合物以及前述第2聚合物的数均分子量，任一个都优选为30,000～200,000。更优选地，任一者都优选为50,000～150,000。数均分子量不足30,000时，倾向于不易发挥所希望的效果。另外，超过200,000时，则倾向于不适宜于本发明中使用的涂布方法。
(膜厚)
前述第1被覆层以及前述第2被覆层的膜厚的任一个都为1～5μm，将两者进行合算而优选为10μm以下。更优选地，前述第1被覆层为1～2μm，前述第2被覆层为1～4μm，合算为6μm以下。又，前述第1被覆层以及第2被覆层优选按照形成平滑的表面的方式制备。
(血管内膜肥厚抑制剂)
关于根据需要而加入于前述第2被覆层的前述血管内膜肥厚抑制剂，列举西罗莫司、依维莫司、百奥莫司A9、佐他莫司、紫杉醇等。又，在前述第2被覆层方面，优选在担载了前述血管内膜肥厚抑制剂的状态下，按照成为所希望的膜厚的方式制备。
(被覆层形成方法)
为了形成前述第1被覆层以及前述第2被覆层，因而优选使用将以丙酮或者四氢呋喃为溶剂的生物分解性聚合物溶液进行喷雾涂布的方法。关于前述喷雾涂布，优选在支架骨架的全表面均匀地涂布前述生物分解性聚合物溶液。那时，优选按照可使得前述生物分解性聚合物溶液涂布于大致U字型孔格的前端的方式调整粘度。优选在形成了前述第1被覆层之后，即，在形成前述第2被覆层之前，设置在减压下在50～60℃下干燥24小时以上的干燥工序。
利用上述的涂布与干燥，前述第1被覆层与前述第2被覆层形成具有优异的粘接界面的复合体。这对于防止不可预料的局部腐蚀以及药剂溶出而言是有效的。
(被覆层的平滑表面)
利用上述的涂布，可使得涂布于前述第1被覆层上的前述第2被覆层形成平滑的表面。这对于抑制无秩序的局部腐蚀的产生而言是有效的。
(支架的性能)
在如上所述形成了第1被覆层以及第2被覆层的支架方面，相比较于与本发明不相当的支架或者不具有被覆层的支架(芯结构体单一体)而言，有意地抑制在37℃·5％CO2气氛下的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中的芯结构体的径向力的随时间变化性降低(参照后述的实施例·比较例)。
(支架的骨架形状)
在本发明中，关于支架的骨架形状，可使用从前以来已知的各种形状。其中，形成相对地配置了的第一孔格组与第二孔格组的顶部孔格与下端部孔格进行连结而得到多个孔格单元，将多个孔格单元由第1连结构件进行连结而形成管状单元，并且将该管状单元由第2连结构件进行连结，由此将施加于孔格的应力与形变均匀地分散，不会损害可挠性，可飞跃性地提高针对于弯曲负荷的耐久性。
在本发明中，可使用：通过将相对的全部的孔格与连接点(link)进行连结而得到的全连接型的支架(全连接型)、通过将相对的孔格与连接点(link)部分性地连结而得到的部分连接型的支架中的任一型号的支架。
图3所示为适于本发明的支架的一个例子的俯视图。沿着轴方向将第一孔格组10与第二孔格组11相对地配置，该第一孔格组10包含在一端侧开口的大致U字形状的多个第一孔格8，该第二孔格组11包含形状与第一孔格8相同的多个第二孔格9，将相对地配置了的孔格组10、11的顶部与下端部进行连结而形成了孔格单元12。第一孔格单元12与第二孔格单元12’、第三孔格单元12”···配置于支架的圆周方向，相邻的第一以及第二孔格单元12、12’、第二以及第三孔格单元12’、12”···的顶部孔格与下端部孔格由第一连结构件13进行连结从而形成了管状单元14。多个管状单元14配置于支架的轴方向，管状单元14的多个相对的孔格之间之中的仅仅一部分的孔格由第二连结构件15进行连结(部分连接型)。
(支架的被覆结构)
图4以及图5是第一连结构件13以及第二连结构件15的各自的详细图。第一连结构件13的连结部以及第二连结构件15的连结部的曲率半径为40～100μm，具有大致U字形状的孔格的前端的曲率半径优选为60～200μm。将第一管状单元14与第二管状单元14’进行连结的第二连结构件15与、将相邻的管状单元14”、14”’间进行连结的第二连结构件15’沿着轴方向而一列地并排地配置着。构成第一孔格组10以及第二孔格组11的孔格数通常为3～5个。为了将施加于孔格的应力与形变均匀地分散，因而孔格数通常为3个。
第一连结构件13的连结部以及第二连结构件15的连结部的曲率半径过小时，则有可能在角部没有涂布表面被覆材料用的聚合物而产生空隙。在形成此空隙的覆膜中产生龟裂时，则从龟裂侵入了的血液与生物分解性金属接触而容易产生腐坏。曲率半径过大时则在连结部的直线部与大致圆弧部的边界产生应力，因而倾向于变得无法获得耐久性，因此第一连结构件以及第二连结构件的连结部的曲率半径优选为40μm～100μm。
另外，构成孔格的大致圆弧部的弧的曲率半径过小时，则有可能在大致圆弧部的顶部表面没有涂布表面被覆材料用的聚合物而产生空隙，或者有可能在扩张时在被覆于大致圆弧部的顶部的表面被覆材料中产生龟裂。曲率半径过大时，则会在孔格的大致直线部与大致圆弧部的边界产生应力，倾向于变得无法获得耐久性，因而构成孔格的大致圆弧部的弧的曲率半径优选为60μm～200μm。
(支架基本结构)
本发明的支架的基本结构的一个例子示于图6。
本发明的支架由如下的构件构成：
(a)芯结构体16，其由生物体吸收性镁合金形成，
(b)第1被覆层17，其被覆芯结构体的表面全部区域，由第1聚合物形成，以及
(c)第2被覆层18，其被覆第1被覆层的表面全部区域或者一部分，由第2聚合物形成。通过使得第2聚合物夹设与第1聚合物的粘接面而形成复合体，从而发挥抑制芯结构体的无秩序的局部腐蚀的产生的效果，因而优选按照第1被覆层以及第2被覆层形成平滑的表面的方式制备。
(构成第1被覆层以及第2被覆层的聚合物)
本发明的支架是生物体吸收性的，因而需要使用生物分解性聚合物。作为生物分解性聚合物的具体例子，列举聚-L-乳酸(PLLA)、聚-D,L-乳酸(PDLLA)、聚乳酸-乙醇酸(PLGA)、聚乙醇酸(PGA)、聚己内酯(PCL)、聚乳酸-ε-己内酯(PLCL)、聚乙醇酸-ε-己内酯(PGCL)、聚-对二氧杂环己酮、聚乙醇酸-三亚甲基碳酸酯、聚-β-羟基丁酸等。但是，关于第2聚合物，由于设想担载血管内膜肥厚抑制剂，因而优选为在37℃以上是玻璃状态且具有低含水性的聚合物。因此，上述中列举出的生物分解性聚合物之中，PLLA以及PDLLA是更加优选的。
关于第1聚合物以及第2聚合物的数均分子量，任一个都为30,000～200,000，这是适当的。数均分子量不足30,000时，倾向于不易发挥所希望的效果。另外，超过200,000时，则不适宜于本发明中使用的涂布方法。在后述的实施例·比较例中，在第1聚合物中选择了数均分子量50,000的PLCL，在第2聚合物中选择了数均分子量50,000的PDLLA。
(第1被覆层以及第2被覆层的膜厚)
本发明的支架的第1被覆层以及第2被覆层的膜厚优选为1～5μm。不足1μm时，对芯结构体的表面全部区域的被覆倾向于变难。另外，超过5μm时，则变得不易担保膜厚以及膜表面的均匀性，反而倾向于损害所希望的效果。在后述的实施例和比较例中，第1被覆层以及第2被覆层的膜厚中的任一个都选择了约2μm。
(第1被覆层以及第2被覆层的制备方法)
作为形成第1被覆层以及第2被覆层的方法，列举如下的方法：含有构成各个被覆层的成分的涂布溶液中被浸渍的浸渍法、将涂布溶液进行雾状化而喷吹的喷雾法、将各别的涂布溶液从二根喷嘴同时地喷吹的二重同时喷雾法等，但是使用丙酮或者四氢呋喃作为溶剂的喷雾涂布是更加优选的。又，优选在形成了第1被覆层之后，即，在形成第2被覆层之前，加入在减压下在50～60℃下干燥24小时以上的干燥工序。利用该制备方法，可使得第1被覆层以及第2被覆层的表面为平滑化，可抑制无秩序的局部腐蚀的产生。
如上所述，在本发明中，在芯结构体上形成第1被覆层以及第2被覆层，在第1被覆层与第2被覆层的上述复合体效果的作用下，可实现所希望的效果。
实施例
以下，通过实施例来具体说明本发明。又，本发明不限定于下述的实施例。
本发明实施例中的支架具有前述的图6所示的结构。在比较例1～4中使用了的支架具有图7～图10所示的结构。图7的支架由如下的构件构成：由生物体吸收性镁合金形成的芯结构体19、由玻璃化转变温度超过37℃的第1聚合物形成的第1被覆层20以及由第2聚合物形成的第2被覆层21。图8的支架由如下的构件构成：由生物体吸收性镁合金形成的芯结构体22、由第1聚合物形成的第1被覆层23、以及由与第1聚合物完全相同的第2聚合物形成的第2被覆层24。图9的支架仅由第1聚合物形成的被覆层26构成，没有设置第2被覆层，该第1聚合物被覆由生物体吸收性镁合金形成的芯结构体25的表面全部区域。图10的支架由以生物体吸收性镁合金形成的芯结构体27构成，没有设置第1以及第2被覆层。
(耐蚀性评价方法)
在本试验中，如下述中所示的那样，制作由生物体吸收性镁合金AZ31形成的芯结构体，按照后述的实施例·比较例而制备出样品，然后对芯结构体的耐蚀性进行了评价。
通过激光加工而制作出图3中所示的形状的骨架，然后利用电解研磨而完成了外径1.8mm、长度18mm、厚度120μm、表面积103.8mm2、重量5mg的芯结构体。芯结构体具有了图11中所示的形状。将按照后述的实施例·比较例而制备出的样品，在37℃的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中扩张为内径3mm，然后在37℃·5％CO2气氛下，以100rpm进行了浸没·振荡。浸没28天后，测定抽出后的样品的径向力(n＝4)，并且对表面进行了SEM观察(n＝1)。另外，由四氢呋喃(THF)以及铬酸进行超声波洗涤，完全去除涂布聚合物以及氢氧化镁等的腐蚀产物，评价芯结构体的重量变化(n＝5)。又，在径向力测定中，使用了RX550/650(MachineSolutions公司)。
[实施例1]
在每1根支架的芯结构体的表面，喷雾涂布第1聚合物PLCL200±20μg作为第1被覆层，喷雾涂布第2聚合物PDLLA200±20μg作为第2被覆层，制备出图6中所示的支架样品(第1被覆层的厚度：约2μm，第2被覆层的厚度：约2μm)。首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒(mandrel)，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将PLCL溶解于四氢呋喃(THF)而得到的1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。将整面涂布样品，在减压下在60℃干燥了24小时，然后使用1％PDLLA涂布溶液而进行了同样的涂布。最后，对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在与此条件相同的条件下制备出共计5根样品。
实施例1为基于本发明的例示的支架的构成要素。由生物体吸收性镁合金形成的芯结构体的表面全部区域由作为第1聚合物的PLCL(Tg：约20℃)进行被覆，进一步由作为第2聚合物的PDLLA(Tg：约55℃)进行了被覆。
在该样品切断面的SEM照片图像(图11)中，可确认芯结构体-第1聚合物界面(可确认Mg合金层(28)、以及被覆于Mg合金上的通过使得第1被覆层与第2被覆层进行一体化而得到的被覆层(29)。)，另一方面由于第1聚合物与第2聚合物形成了复合体，因而无法在两者间确认界面。
[比较例1]
在每1根支架的芯结构体表面，喷雾涂布PDLLA200±20μg作为第1被覆层，喷雾涂布PLCL200±20μg作为第2被覆层，制备出图7中所示的样品。
首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将PDLLA溶解于THF而得到的1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。将整面涂布样品，在减压下在60℃干燥了24小时，然后使用1％PLCL涂布溶液而进行了同样的涂布。最后，对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在相同条件下制备出5根样品。
如图7中所示那样，所获得了的样品由如下的构件构成：
(a)芯结构体19，其由生物体吸收性镁合金形成，
(b)第1被覆层20，其被覆芯结构体的表面全部区域，由第1聚合物(PDLLA)形成，以及
(c)第2被覆层21，其由第2聚合物(PLCL)形成。在此技术方案中，由于第1聚合物的Tg为37℃以上，第2聚合物的Tg不足37℃，因而是本发明的范围之外。
[比较例2]
在每1根支架的芯结构体表面，喷雾涂布PDLLA200±20μg作为第1被覆层，作为第2被覆层，喷雾涂布与第1被覆层相同的PDLLA200±20μg，制备出图8中所示的样品。
首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将PDLLA溶解于THF而得到的1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。将整面涂布样品，在减压下在60℃干燥了24小时，然后使用同样的溶液而进行了同样的涂布。最后，对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在此相同条件下制备出5根样品。
获得了的样品具有图8中所示的结构，其由如下的构件构成：
(a)芯结构体22，其由生物体吸收性镁合金形成，
(b)被覆层23，其被覆芯结构体的表面全部区域，由第1聚合物(PDLLA)形成，以及
(c)被覆层24，其由与第1聚合物相同的第2聚合物(PDLLA)形成。这是，由于第1聚合物的Tg为37℃以上，因而是本发明的范围之外。
[比较例3]
在每1根支架的芯结构体表面，喷雾涂布PDLLA200±20μg作为第1被覆层，制备出图9中所示的样品。
首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将PDLLA溶解于THF而得到的1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。将整面涂布样品，在减压下在60℃干燥24小时。最后，对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在此相同条件下制备出5根样品。
如图9中所示那样，所获得的样品由如下的构件构成：
(a)芯结构体25，其由生物体吸收性镁合金形成，以及
(b)第1被覆层26，其被覆芯结构体的表面全部区域，由第1聚合物(PDLLA)形成。
[比较例4]
对于将芯结构体进行了研磨的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。关于所获得的样品，如图10中所示那样，仅由以生物体吸收性镁合金形成的芯结构体27构成着。在此相同条件下制备出5根样品。
上述的实施例，比较例1～4中获得了的样品的构成示于表1。
又，在PLCL方面，使用了数均分子量50,000的无规共聚物(己内酯共聚比率20摩尔％)(DURECT公司)。另一方面，在PDLLA方面，也使用了数均分子量50,000的无规共聚物(D体聚合比率50摩尔％)(DURECT公司)。
表1
实施例1以及比较例1～4的支架的构成
(浸没前的芯结构体的重量变化)
测定出血浆模拟溶液浸没前以及浸没28天后的芯结构体的重量。以浸没前的芯结构体的重量为基础，将浸没后的重量残存率进行计算，将计算得到的结果示于表2。又，浸没前的芯结构体的重量为5.85mg。
表2
浸没前后的芯结构体的重量变化(重量残存率[％])
浸没前 浸没28天后 (备考)
实施例1 100 84.9±3.4 图6
比较例1 100 26.6±8.5 图7
比较例2 100 25.1±9.0 图8
比较例3 100 24.6±5.5 图9
比较例4 100 42.6±9.1 图10
(浸没28天后的相对评价)
揭示了，与不具有被覆层的比较样品(比较例4)相比，具有本发明的构成要素的样品(实施例1)的重量残存率显著高，利用被覆层而抑制着腐蚀。进一步，在本发明的范围以外的比较样品(比较例1～3)方面，加速性的腐蚀成为诱因，以不能进行重量测定的程度的激烈的损伤为结束。
如图13中所示的那样，关于实施例1(图13-30)的芯结构体，到处发现腐蚀的痕迹，但是确认了牢固地维持着支架形状。另一方面，关于比较例1(图13-31)、比较例2(图13-32)、比较例3(图13-33)、比较例4(图13-34)的芯结构体，腐蚀的进行快，在形状上确认出大的损伤(断裂)。根据这些内容而揭示了，与全部的比较样品(比较例1～4)相比，具有本发明的构成要素的样品(实施例1)发挥了显著的腐蚀抑制效果。
(浸没前后的芯结构体的物性变化)
测定出血浆模拟溶液浸没前以及浸没28天后的芯结构体的径向力。以浸没前的芯结构体的径向力为基础，将浸没后的径向力残存率进行计算，将计算得到的结果示于表3。又，浸没前的芯结构体的径向力为63.525N/mm。
表3
浸没前后的芯结构体的物性变化(径向力残存率[％])
浸没前 浸没28天后 (备考)
实施例1 100 67.3±4.1 图6
比较例1 100 0 图7
比较例2 100 0 图8
比较例3 100 0 图9
比较例4 100 0 图10
(在浸没28天后的相对评价)
确认了，关于具有本发明的构成要素的样品(实施例1)的径向力，利用被覆层而抑制着腐蚀的事实起到功用，维持着50％以上。另一方面，在全部的比较样品(比较例1～4)方面，结果是腐蚀的进行快，完全地损害径向力。即，为了实现本发明的目的，因而可以说第1聚合物与第2聚合物的组合是最重要的关键。在以下记录详细内容。
(与比较例1的比较)
如前所述实施例1是基于本发明的例示的支架的构成要素。由生物体吸收性镁合金形成的芯结构体的表面全部区域由作为第1聚合物的PLCL(Tg：约20℃)进行了被覆，进一步由作为第2聚合物的PDLLA(Tg：约55℃)进行了被覆，与此相对，在比较例1中，相反地配置了实施例1中的第1聚合物与第2聚合物。揭示了，由于被覆芯结构体的表面的PDLLA是玻璃状态，因而无法跟随于在血浆模拟溶液中的扩张，由此以产生的龟裂作为起点，对结构体造成损伤，加速了腐蚀。根据表2以及表3可知，关于实施例1的重量残存率以及径向力残存率，相对于比较例1而言显著高，满足「前述第1聚合物的Tg不足37℃」这样的条件的重要性是明显的。
(与比较例2的比较)
关于比较例2，实施例1中的第1聚合物从PLCL置换为PDLLA。即，第1聚合物以及第2聚合物由完全相同的聚合物(PDLLA)构成着。关于实施例1的重量残存率以及径向力残存率，相对于比较例2而言显著高。根据这些内容也揭示了，对于抑制芯结构体的局部腐蚀而言，第1聚合物与第2聚合物的组合是重要的。
(与比较例3的比较)
关于比较例3，没有被覆实施例1中的第1聚合物(PLCL)。揭示了，关于实施例1的重量残存率以及径向力残存率，相对于比较例3而言显著高，实施例1中的在芯结构体-第2被覆层(第2聚合物)界面被覆的第1被覆层(第1聚合物)对于抑制局部腐蚀而言是有效的。
(与比较例4的比较)
比较例4不具有被覆层，即，是芯结构体单一体。关于实施例1的重量残存率以及径向力残存率，相对于比较例4而言显著高。即，揭示了实施例1的被覆层发挥了所希望的效果。关于比较例4的重量残存率，除了实施例1以外，相对于具有被覆层的比较例1～3而言显著高。这推测为，比较例1～3中的芯结构体陷入于局部腐蚀，另一方面比较例4中的芯结构体是整面均匀性地腐蚀(整体腐蚀)着。根据这些内容也可认为，本发明的范围以外的不适合的被覆层所带来的局部腐蚀引起了物性的显著损耗。
(药剂溶出性评价方法)
在本试验中，如下述中所示的那样，替代生物体吸收性镁合金，制作由CoCr合金形成的芯结构体(由于Mg合金制支架受到腐蚀的影响，因此使用了CoCr合金制支架)，按照后述的实施例·比较例而制备出样品，然后评价了通过使用生物分解性聚合物而涂布在芯结构体表面的药剂(西罗莫司)的溶出性。
通过激光加工而制作出图3中所示的形状的骨架，然后利用电解研磨而完成了外径1.8mm、长度18mm、厚度120μm、表面积103.8mm2的芯结构体。将按照后述的实施例·比较例而制备出的样品，在37℃的PBS中扩张为内径3mm，然后在37℃下，以100rpm进行了浸没·振荡。在浸没后第1、3、7、14、21、28天，使用紫外可见分光光度计UV-2450(SHIMADZU公司)而测定UV吸收(278nm)，对溶出于PBS中的西罗莫司进行了定量。
[实施例2]
在每1根支架的芯结构体的表面，将含有西罗莫司100±10μg的聚合物PDLLA200±20μg进行喷雾涂布，从而制备出支架样品。首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将西罗莫司/PDLLA溶解于THF而得到的0.5％/1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在与此条件相同的条件下制备出共计3根样品。
[比较例5]
在每1根支架的芯结构体表面，将含有西罗莫司100±10μg的聚合物PLCL200±20μg进行喷雾涂布，从而制备出支架样品。首先，将芯结构体进行了研磨，然后装载于涂布装置的芯棒，在喷嘴下9mm的位置，进行了伴随着120rpm的往复运动。接着，将通过将西罗莫司/PLCL溶解于THF而得到的0.5％/1％涂布溶液以0.02ml/分钟从喷嘴喷射，在约120秒的期间，涂布在芯结构体的从端部至中央的表面。接着，在减压下在60℃下进行3分钟的干燥，然后涂布了剩余的一半。对于制备出的样品，进行了环氧乙烷气体(EOG)杀菌。在与此条件相同的条件下制备出共计3根样品。
[比较例6]
在比较例5中，使用了PCL来替代聚合物PLCL，除此以外，与比较例5同样地进行而制备了样品。
在PDLLA方面，使用了数均分子量50,000的无规共聚物(D体聚合比率50％)(DURECT公司)。另一方面，在PLCL方面，也使用了数均分子量50,000的无规共聚物(己内酯共聚比率20％)(DURECT公司)，在PCL方面，使用了数均分子量50,000的均聚物(DURECT公司制造)。
(浸没后的药剂溶出量的随时间变化)
在浸没第1、3、7、14天，对溶出于PBS中的西罗莫司进行了定量。以浸没前的涂布于芯结构体表面的药剂量为基础，将药剂溶出率进行计算，将计算得到的结果示于表4。
其中暗示了，相比于与本发明不相当的比较样品(比较例5～6)，本发明的具有药剂担载聚合物的样品(实施例2)的药剂溶出率显著低，利用聚合物的性状(玻璃状态)而抑制着药剂溶出。
表4
浸没后的药剂溶出率(％)
如以上那样，一边参照附图一边说明了优选的实施例，但本领域技术人员通过观看本说明书，容易在显而易见范围内设想各种变更及修正。
因此，关于这样的变更及修正，可根据权利要求书而解释为属于发明的范围内。
附图标记说明
1、4、16、19、22、25、27、28 由镁合金形成的芯结构体
2、5、17、20、23、26 由生物分解性聚合物形成的第1被覆层
3、6 空隙
18、21、24 由生物分解性聚合物形成的第2被覆层
7 龟裂
8 第一孔格
9 第二孔格
10 第一孔格组
11 第二孔格组
12 孔格单元
13 第一连结构件
14 管状单元
15 第二连结构件
29 第1聚合物与第2聚合物的复合体
30、31、32、33、34 血浆模拟溶液浸没28天后的样品。

Claims (12)

1.一种支架，其特征在于，所述支架具有如下构件：
芯结构体，其由生物体吸收性材料形成，
第1被覆层，其被覆所述芯结构体的表面全部区域由生物分解性的第1聚合物形成，
第2被覆层，其被覆所述第1被覆层的表面全部区域或者其一部分由生物分解性的第2聚合物形成，
所述第1聚合物的玻璃化转变温度不足37℃，所述第2聚合物的玻璃化转变温度为47℃以上。
2.根据权利要求1所述的支架，其特征在于，所述生物体吸收性材料为镁合金。
3.根据权利要求1或2所述的支架，其特征在于，所述第1被覆层与所述第2被覆层的膜厚分别为1～5μm。
4.根据权利要求1～3中任一项所述的支架，其特征在于，由所述第2聚合物形成的第2被覆层含有血管内膜肥厚抑制剂。
5.根据权利要求4所述的支架，其特征在于，所述血管内膜肥厚抑制剂是西罗莫司、依维莫司、百奥莫司A9、佐他莫司、及/或紫杉醇。
6.根据权利要求1～5中任一项所述的支架，其特征在于，关于所述第1聚合物与所述第2聚合物的数均分子量，任一者都为30,000～200,000的范围。
7.根据权利要求1～6中任一项所述的支架，其特征在于，所述第1聚合物与所述第2聚合物(第1聚合物/第2聚合物)的组合是PCL/PDLLA、PLCL/PDLLA、PCL/PLLA、或者PLCL/PLLA。
8.根据权利要求7所述的支架，其特征在于，所述PLCL中，己内酯的共聚比率为20摩尔％以上。
9.根据权利要求1～8中任一项所述的支架，其特征在于，关于由所述生物体吸收性材料形成的芯结构体的径向力，在37℃·5％CO2气氛下的血浆模拟溶液(EMEM+10％FBS)中，经过1个月，维持于50％以上。
10.根据权利要求1～9中任一项所述的支架，其特征在于，
由所述生物体吸收性材料形成的芯结构体由多个孔格单元构成，所述孔格单元具备大致直线部与大致圆弧部，沿着轴方向将第一孔格组与第二孔格组相对地配置，该第一孔格组将一端部开口的大致U字形状的多个第一孔格进行连结而得到，该第二孔格组将形状与该第一孔格相同的多个第二孔格进行连结而得到，该相对地配置后的孔格组之中的比其它的孔格稍长的顶部孔格与下端部孔格分别在顶部以及下端部进行连结而形成孔格单元，该多个孔格单元按照包围支架的中心轴的方式配置，且该孔格单元的相邻的顶部孔格与下端部孔格由第一连结构件进行连结而形成管状单元，并且该多个管状单元配置于支架的轴方向，该管状单元的多个相对的孔格之间中的仅仅一部分的孔格由第二连结构件进行连结，且将该孔格单元的相邻的顶部孔格与下端部孔格进行连结的第一连结构件的连结部以及将该多个相对的孔格之间中的一部分的孔格进行连结的第二连结构件的连结部的曲率半径为40～100μm，具有大致U字形状的孔格的前端的曲率半径为60～200μm。
11.一种支架的制造方法，其为制造权利要求1所述的支架的方法，其特征在于，关于所述第1被覆层与所述第2被覆层，分别通过将以丙酮或者四氢呋喃为溶剂的生物分解性聚合物溶液进行喷雾涂布而形成。
12.根据权利要求11所述的支架的制造方法，其特征在于，在形成所述第1被覆层之后，在减压下在50～60℃干燥了24小时以上，然后形成所述第2被覆层。
CN201680069168.5A 2015-11-26 2016-11-25 生物体吸收性支架 Active CN108289747B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015-231163 2015-11-26
JP2015231163 2015-11-26
PCT/JP2016/085038 WO2017090747A1 (ja) 2015-11-26 2016-11-25 生体吸収性ステント

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108289747A true CN108289747A (zh) 2018-07-17
CN108289747B CN108289747B (zh) 2020-11-27

Family

ID=58763825

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680069168.5A Active CN108289747B (zh) 2015-11-26 2016-11-25 生物体吸收性支架

Country Status (7)

Country Link
US (1) US11207448B2 (zh)
EP (1) EP3381415B1 (zh)
JP (1) JP6667758B2 (zh)
CN (1) CN108289747B (zh)
AU (1) AU2016361380B2 (zh)
ES (1) ES2881999T3 (zh)
WO (1) WO2017090747A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109567990A (zh) * 2018-12-07 2019-04-05 上海百心安生物技术有限公司 一种新型的可降解支架及其制造方法
CN114159197A (zh) * 2022-02-14 2022-03-11 北京美中双和医疗器械股份有限公司 一种可降解生物医用镁合金药物洗脱血管支架及制备方法

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3569723B1 (en) 2017-01-10 2023-05-10 Fuji Light Metal Co., Ltd. Magnesium alloy
EP4306082A3 (en) * 2017-01-30 2024-03-20 JAPAN Medical Device Technology Co., Ltd. High performance bioabsorbable stent
KR102168655B1 (ko) * 2019-11-06 2020-10-21 한국섬유개발연구원 생분해성 이종소재 복합 시스-코어 필라멘트 제조방법 및 이를 통해 제조된 생분해성 이종소재 복합 시스-코어 필라멘트

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101795719A (zh) * 2007-09-04 2010-08-04 株式会社日本斯滕特技术 药物缓释性支架
JP2010178958A (ja) * 2009-02-06 2010-08-19 Ngk Spark Plug Co Ltd 生体吸収性インプラント及びその製造方法
US20100305689A1 (en) * 2007-10-30 2010-12-02 Nanyang Technological University Non-Biodegradable Stent Comprising a Biodegradable Coating and Method of Coating The Same
US20130131778A1 (en) * 2010-07-20 2013-05-23 Kyoto Medical Planning Co., Ltd. Stent cover member and stent apparatus
CN103876869A (zh) * 2012-12-21 2014-06-25 上海微创医疗器械（集团）有限公司 一种生物可降解聚合物支架的制备方法
CN104013996A (zh) * 2005-11-15 2014-09-03 奥巴斯尼茨医学公司 夺取祖内皮细胞的药物洗脱可移植的医疗设备
JP2015154925A (ja) * 2014-01-17 2015-08-27 株式会社日本ステントテクノロジー 耐食性に優れたステント
JP2015154957A (ja) * 2009-07-21 2015-08-27 アボット カルディオバスキュラー システムズ インコーポレーテッドＡｂｂｏｔｔ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｉｎｃ． 分解速度が調節可能な生分解性ステント
CN105078631A (zh) * 2004-03-10 2015-11-25 祥丰医疗有限公司 内皮配体结合涂覆的医疗装置

Family Cites Families (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5425364B2 (zh) 1972-02-10 1979-08-28
JPS571497B2 (zh) 1974-02-01 1982-01-11
JPS6020622B2 (ja) 1977-07-28 1985-05-23 スズキ株式会社 オ−トバイ等の変速装置
USRE38711E1 (en) 1991-03-08 2005-03-15 Kabushikikaisha Igaki Iryo Sekkei Luminal stent, holding structure therefor and device for attaching luminal stent
DE69131423T2 (de) 1991-03-08 2000-01-20 Keiji Igaki Stent für gefässe, halterungsstruktur für diesen stent und vorrichtung zur montage desselben
USRE38653E1 (en) 1991-03-08 2004-11-16 Kabushikikaisha Igaki Iryo Sekkei Luminal stent, holding structure therefor and device for attaching luminal stent
JPH04340744A (ja) 1991-05-17 1992-11-27 Sharp Corp 半導体装置の製造方法
US5824048A (en) 1993-04-26 1998-10-20 Medtronic, Inc. Method for delivering a therapeutic substance to a body lumen
US5464650A (en) 1993-04-26 1995-11-07 Medtronic, Inc. Intravascular stent and method
US20020055710A1 (en) 1998-04-30 2002-05-09 Ronald J. Tuch Medical device for delivering a therapeutic agent and method of preparation
JP3476604B2 (ja) 1995-08-22 2003-12-10 鐘淵化学工業株式会社 薬剤を付着・コーティングしたステントの製造方法
US5879965A (en) 1997-06-19 1999-03-09 Micron Technology, Inc. Plastic lead frames for semiconductor devices, packages including same, and methods of fabrication
US20050238686A1 (en) * 1999-12-23 2005-10-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US20070141107A1 (en) 2000-03-15 2007-06-21 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor Endothelial Cell Capturing with a Drug Eluting Implantable Medical Device
US8460367B2 (en) 2000-03-15 2013-06-11 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US8088060B2 (en) 2000-03-15 2012-01-03 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US20160287708A9 (en) 2000-03-15 2016-10-06 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor Endothelial Cell Capturing with a Drug Eluting Implantable Medical Device
US7698111B2 (en) 2005-03-09 2010-04-13 Hewlett-Packard Development Company, L.P. Method and apparatus for computational analysis
US9320829B2 (en) 2000-03-15 2016-04-26 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US20050271701A1 (en) 2000-03-15 2005-12-08 Orbus Medical Technologies, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US8632845B2 (en) * 2000-12-28 2014-01-21 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of drying bioabsorbable coating over stents
US20030176914A1 (en) * 2003-01-21 2003-09-18 Rabkin Dmitry J. Multi-segment modular stent and methods for manufacturing stents
US20070135908A1 (en) 2005-12-08 2007-06-14 Zhao Jonathon Z Absorbable stent comprising coating for controlling degradation and maintaining pH neutrality
US20090240323A1 (en) * 2008-03-20 2009-09-24 Medtronic Vascular, Inc. Controlled Degradation of Magnesium Stents
US9283304B2 (en) 2008-11-25 2016-03-15 CARDINAL HEALTH SWITZERLAND 515 GmbH Absorbable stent having a coating for controlling degradation of the stent and maintaining pH neutrality
JP4340744B2 (ja) 2009-03-17 2009-10-07 株式会社ホソカワ粉体技術研究所 薬剤溶出型ステント
US9254350B2 (en) * 2009-04-10 2016-02-09 Medtronic Vascular, Inc. Implantable medical devices having bioabsorbable primer polymer coatings
US8889823B2 (en) 2009-07-21 2014-11-18 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method to make poly(L-lactide) stent with tunable degradation rate
US8882827B2 (en) * 2009-09-17 2014-11-11 Japan Stent Technology Co., Ltd. Stent
US9259335B2 (en) * 2013-03-15 2016-02-16 Covidien Lp Stent
JP6560193B2 (ja) * 2014-03-28 2019-08-14 古河電気工業株式会社 マグネシウム合金管材とその製造方法、及びそれを用いてなるステントとその製造方法
JP2017524459A (ja) * 2014-07-22 2017-08-31 バイオトロニック アクチェンゲゼルシャフト 生物分解性金属ステントおよび方法
EP3310947A4 (en) * 2015-06-19 2019-02-20 University of Pittsburgh - Of the Commonwealth System of Higher Education BIODEGRADABLE TISSUE TRANSPLANTS

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105078631A (zh) * 2004-03-10 2015-11-25 祥丰医疗有限公司 内皮配体结合涂覆的医疗装置
CN104013996A (zh) * 2005-11-15 2014-09-03 奥巴斯尼茨医学公司 夺取祖内皮细胞的药物洗脱可移植的医疗设备
CN101795719A (zh) * 2007-09-04 2010-08-04 株式会社日本斯滕特技术 药物缓释性支架
US20100305689A1 (en) * 2007-10-30 2010-12-02 Nanyang Technological University Non-Biodegradable Stent Comprising a Biodegradable Coating and Method of Coating The Same
JP2010178958A (ja) * 2009-02-06 2010-08-19 Ngk Spark Plug Co Ltd 生体吸収性インプラント及びその製造方法
JP2015154957A (ja) * 2009-07-21 2015-08-27 アボット カルディオバスキュラー システムズ インコーポレーテッドＡｂｂｏｔｔ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｉｎｃ． 分解速度が調節可能な生分解性ステント
US20130131778A1 (en) * 2010-07-20 2013-05-23 Kyoto Medical Planning Co., Ltd. Stent cover member and stent apparatus
CN103876869A (zh) * 2012-12-21 2014-06-25 上海微创医疗器械（集团）有限公司 一种生物可降解聚合物支架的制备方法
JP2015154925A (ja) * 2014-01-17 2015-08-27 株式会社日本ステントテクノロジー 耐食性に優れたステント

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109567990A (zh) * 2018-12-07 2019-04-05 上海百心安生物技术有限公司 一种新型的可降解支架及其制造方法
CN114159197A (zh) * 2022-02-14 2022-03-11 北京美中双和医疗器械股份有限公司 一种可降解生物医用镁合金药物洗脱血管支架及制备方法
CN114159197B (zh) * 2022-02-14 2022-05-17 北京美中双和医疗器械股份有限公司 一种可降解生物医用镁合金药物洗脱血管支架及制备方法
WO2023151343A1 (zh) * 2022-02-14 2023-08-17 北京美中双和医疗器械股份有限公司 一种可降解生物医用镁合金药物洗脱血管支架及制备方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP3381415A4 (en) 2019-07-24
ES2881999T3 (es) 2021-11-30
AU2016361380A1 (en) 2018-06-21
AU2016361380B2 (en) 2021-04-08
JP6667758B2 (ja) 2020-03-18
US20180264180A1 (en) 2018-09-20
US11207448B2 (en) 2021-12-28
EP3381415B1 (en) 2021-06-23
CN108289747B (zh) 2020-11-27
WO2017090747A1 (ja) 2017-06-01
EP3381415A1 (en) 2018-10-03
JPWO2017090747A1 (ja) 2018-10-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Zhang et al. Advances in coatings on magnesium alloys for cardiovascular stents–a review
CN108289747A (zh) 生物体吸收性支架
Mani et al. Coronary stents: a materials perspective
Zhang et al. Surface modification of implanted cardiovascular metal stents: from antithrombosis and antirestenosis to endothelialization
ES2451653T3 (es) Dispositivo médico implantable con revestimiento de suministro de fármacos de poliéster de erosión superficial
US9248219B2 (en) Medical devices having bioerodable layers for the release of therapeutic agents
Xu et al. Optimized polymer coating for magnesium alloy-based bioresorbable scaffolds for long-lasting drug release and corrosion resistance
JP5500397B2 (ja) 機械的安定性が改善した埋め込み型医療デバイスコーティング
CN101808677A (zh) 具有陶瓷涂布表面的制品
EP3366325B1 (en) Absorbable iron-based alloy implantable medical device
CN105412996B (zh) 一种生物可降解支架及其制备方法
Majewska et al. Overview of the latest developments in the field of drug-eluting stent technology
CN108261275A (zh) 可吸收支架
Bedair et al. A promising approach for improving the coating stability and in vivo performance of biodegradable polymer-coated sirolimus-eluting stent
Rebelo et al. Poly lactic acid fibre based biodegradable stents and their functionalization techniques
KR20160122948A (ko) 생체 내 생분해 속도가 조절된 생분해성 스텐트 및 이의 제조 방법
US20110282437A1 (en) Endoprosthesis
CN113116595B (zh) 可吸收铁基器械
RU2571685C2 (ru) Имплантируемый стент
CN111407474B (zh) 可吸收植入式器械
US20140180398A1 (en) Bioabsorbable Medical Devices and Methods of Use Thereof
US10098765B2 (en) Implant and method for producing the same
JPWO2007116646A1 (ja) 生体内留置物
JP2007301213A (ja) 被覆ステントおよびその製造方法
Ang et al. Bioresorbable scaffold stability and mechanical properties

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant