JP2005199054A

JP2005199054A - 長さに沿って区別可能な多孔度を有する脈管内移植片

Info

Publication number: JP2005199054A
Application number: JP2004364865A
Authority: JP
Inventors: Scott Lyle Rush; スコット・ライル・ラッシュ
Original assignee: Cordis Corp
Current assignee: Cordis Corp
Priority date: 2003-12-17
Filing date: 2004-12-16
Publication date: 2005-07-28
Also published as: EP1543798A2; EP1543798A3; US20050137677A1; CA2489668A1

Abstract

【課題】生体への医療装置の導入に対する一定の生物学的な生体反応を最少にするか実質的に無くすために被覆可能である医療装置、特に移植可能な医療装置を提供する。
【解決手段】１個以上の実質的に管状の支持骨格構造およびこれら１個以上の実質的に管状の支持骨格構造に固定されていて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の生体適合性で、高い引張強さ、耐磨耗性、高い耐久性、および薄壁型の移植材料を備えているその長さに沿って一定の可変の気孔の寸法を有している脈管内プロテーゼ。
【選択図】なし

Description

本発明は脈管の病気の予防および治療のための薬物／薬物の種々の組み合わせ物の局所的な投与に関連しており、特に、傷害により生じる脈管の病気の予防および治療のための薬物／薬物の種々の組み合わせ物の局所的な配給のための内腔内医療装置および当該内腔内医療装置において上記の薬物／薬物の種々の組み合わせ物を保持するための方法に関連している。本発明はまた病気を治療および予防して生体への医療装置の導入に対する一定の生物学的な生体反応を実質的に排除するために装置に固定されている種々の薬物、薬剤および／または配合物を有する医療装置に関連している。加えて、上記の種々の薬物、薬剤および／または配合物は治癒を促進するために利用可能である。本発明はまた装置の長さにわたり変更可能である気孔の大きさを伴う一定の移植材料を有する種々の脈管内移植片およびステント移植片に関連している。

多くの個人は心臓およびその他の主要な器官において多い種々の血管の一定の進行性の閉塞により生じる循環系の病気に罹っている。これらの個人における血管のさらに深刻な閉塞は多くの場合に高血圧、虚血性の傷害、発作、または心筋梗塞を引き起こす。冠動脈の血流を制限または閉塞するアテローム性硬化症の病床は虚血性の心臓病の主因である。これに対して、経皮経内腔式の冠動脈血管形成術は一定の動脈の中を通る血流を増加することを目的としている一定の医療処置である。さらに、この経皮経内腔式の冠動脈血管形成術は冠動脈血管狭窄のための主要な治療である。すなわち、この処置の使用の増加は冠動脈バイパス術に比べた場合のその比較的に高い成功率およびその最小限の侵襲性を起因としていると考えられる。しかしながら、この経皮経内腔式の冠動脈形成術に付随する一定の制限はその処置の直後に生じる可能性のある血管の急な閉鎖およびその処置に続いて除所に生じる再狭窄である。加えて、この再狭窄は伏在静脈のバイパス移植を受けている患者において一定の慢性の問題である。上記のような急性の閉塞のメカニズムは幾つかの要因を含むと考えられ、結果的に動脈の閉塞を伴う脈管の反跳および／または新しく開口した血管の損傷部分の長さに沿う血小板およびフィブリンの堆積により生じると考えられる。

経皮経内腔式の冠動脈形成術の後における再狭窄は脈管の傷害により始まる比較的に漸進的な過程である。血栓症、炎症、増殖因子およびサイトカインの放出、細胞増殖、細胞移動および細胞外基質の合成を含む多数の過程がそれぞれ上記のような再狭窄の過程の原因になっている。

再狭窄の正確なメカニズムは完全には理解されていないが、このような再狭窄の過程における全般的な種々の態様が認識されつつある。正常な動脈壁部内において、平滑筋細胞は１日あたりにほぼ０．１パーセント（％）よりも低い一定の低速度で増殖する。また、種々の脈管壁部内における平滑筋細胞は８０％乃至９０％の細胞質の容積が収縮性の組織により占められていることにより特徴付けられる一定の収縮性の表現型で存在している。この場合に、小胞体、ゴルジ体、および遊離のリボソームは少量であり、核周囲領域内に存在している。また、細胞外基質は平滑筋細胞を囲っていて、ヘパリン様グリコシルアミノグリカンに富んでおり、これらは平滑筋細胞をその収縮性の表現型の状態に維持するために作用すると考えられている（キャンベル（Campbell）およびキャンベル（Campbell），１９８５年）。

血管形成術中における一定の冠動脈内バルーン・カテーテルの圧力による拡張時に、その血管壁部内の平滑筋細胞が損傷して、一定の血栓および炎症性の応答が開始する。血小板、侵襲性のマクロファージおよび／または白血球から放出されるか、平滑筋細胞自体から直接的に放出される血小板由来増殖因子、塩基性線維芽細胞増殖因子、表皮増殖因子、トロンビン等のような種々の細胞由来型の増殖因子は内側平滑筋細胞における一定の増殖性および移動性の応答を誘発する。これらの細胞はわずかな量の収縮性のフィラメントの束および多量の粗面の小胞体、ゴルジ体および遊離のリボソームにより特徴付けられるその収縮性の表現型から一定の合成的な表現型への変化を生じる。このような増殖／移動は通常的に傷害後の１日乃至２日以内に始まり、その数日後に最高になる（キャンベル（Campbell）およびキャンベル（Campbell），１９８７年、クロウズ（Clowes）およびシュワルツ（Schwartz），１９８５年）。

種々の娘細胞が動脈平滑筋の内膜層に移動して、増殖しながら相当量の細胞外基質タンパク質を分泌し続ける。このような増殖、移動および細胞外基質の合成は損傷を受けた内皮層が修復されるまで続き、この修復時点において、通常的に傷害後の７日乃至１４日以内に、その増殖はその内膜内において減速する。このようにして新たに形成された組織はネオ内膜（新内膜）と呼ばれる。その後の３ヶ月乃至６ヶ月にわたり生じる付加的な血管の狭窄化は主として陰性または狭窄性の再造形による。

局所的な狭窄および移動と同時に、炎症性の細胞が血管の傷害部位に付着する。傷害後の３日乃至７日以内に、これらの炎症性の細胞は血管壁のさらに深い層まで移動する。バルーンによる傷害またはステントの移植のいずれかを採用している種々の動物体モデルにおいて、上記のような炎症性の細胞は少なくとも３０日間にわたり一定の血管の傷害部位に付着し続ける可能性がある（タナカ（Tanaka）他，１９９３年、エデルマン（Edelman）他，１９９８年）。従って、このような炎症性の細胞が存在していると、再狭窄における急性の段階と慢性の段階の両方の起因になる可能性がある。

多くの物質が再狭窄において推測される抗増殖作用について調査されており、種々の実験動物モデルにおいてある程度の活性を示している。種々の動物モデルにおける内膜の過形成の程度を有効に軽減することを示している一部の物質はヘパリンおよびヘパリン・フラグメント（クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびカルノブスキー，Ｍ．（Karnovsky, M.），ネイチャー（Nature），２６５巻，ｐ．２５−２６，１９７７年、ガイトン，Ｊ．Ｒ．（Guyton, J.R.）他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），４６巻，ｐ．６２５−６３４，１９８０年、クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびクロウズ（Clowes, M.M.），ラボラトリー・インベステイゲーション（Lab. Invest.），５２巻，ｐ．６１１−６１６，１９８５年、クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびクロウズ，Ｍ．Ｍ．（Clowes, M.M.），サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），５８巻，ｐ．８３９−８４５，１９８６年、マジェスキー（Majesky）他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），６１巻，ｐ．２９６−３００，１９８７年、スノー（Snow）他，アメリカン・ジャーナル・オブ・パソロジー（Am. J. Pathol.），１３７巻，ｐ．３１３−３３０，１９９０年、オカダ，Ｔ．（Okada, T.）他，ニューロサージェリー（Neurosurgery），２５巻，ｐ．９２−９８，１９８９年）、コルヒチン（クーリエ，Ｊ．Ｗ．（Currier, J.W.）他，サーキュレーション（Circ.），８０巻，ｐ．１１−６６，１９８９年）、タクソール（ソロット，Ｓ．Ｊ．（Sollot, S.J.）他，ジャーナル・オブ・クリニカル・インベステイゲーション（J. Clin. Invest.），９５巻，ｐ．１８６９−１８７６，１９９５年）、アンギオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害薬（パウエル，Ｊ．Ｓ．（Powell, J.S.）他，サイエンス（Science），２４５巻，ｐ．１８６−１８８，１９８９年）、アンジオペプチン（ランデルガン，Ｃ．Ｆ．（Lundergan, C.F.）他，アメリカン・ジャーナル・オブ・カージオロジー（Am. J. Cardiol.），１７巻（増刊Ｂ），ｐ．１３２Ｂ−１３６Ｂ，１９９１年）、シクロスポリンＡ（ジョナッソン，Ｌ．（Jonasson, L.）他，プロシーデイング・ナチュラル・アカデミック・ソサイエテイ（Proc. Natl. Acad. Sci.），８５巻，ｐ．２３０３，１９８８年）、ヤギ−アンチ−ラビットＰＤＧＦ抗体（フェルンス，Ｇ．Ａ．Ａ．（Ferns, G.A.A.）他，サイエンス，２５３巻，ｐ．１１２９−１１３２，１９９１年）、テルビナフィン（ネメセック，Ｇ．Ｍ．（Nemecek, G.M.）他，ジャーナル・オブ・ファーマコロジー・エクスペリメンタル．セラピー（J. Pharmacol. Exp. Thera.），２４８巻，ｐ．１１６７−１１７４，１９８９年）、トラピジル（リウ，Ｍ．Ｗ．（Liu, M.W.）他，サーキュレーション（Circ.），８１巻，ｐ．１０８９−１０９３，１９９０年）、トラニラスト（フクヤマ，Ｊ．(Fukuyama, J.)他，ユーロピアン・ジャーナル・オブ・ファーマコロジー（Eur. J. Pharmacol.），３１８巻，ｐ．３２７−３３２，１９９６年）、インターフェロン−ガンマ（ハンソン，Ｇ．Ｋ．（Hansson, G.K.）およびホルム，Ｊ．(Holm, J.)，サーキュレーション（Circ.），８４巻，ｐ．１２６６−１２７２，１９９１年）、ラパマイシン（マークス，Ｓ．Ｏ．（Marx, S.O.）他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），７６巻，ｐ．４１２−４１７，１９９５年）、ステロイド（コルバーン，Ｍ．Ｄ．（Colburn, M.D.）他，ジャーナル・オブ・バスキュラー・サージェリー（J. Vas. Surg.），１５巻，ｐ．５１０−５１８，１９９２年）、さらに、これについてはバーク，Ｂ．Ｃ．（Berk, B. C.）他，ジャーナル・オブ・アメリカン・コル・カージオロジー（J. Am. Coll. Cardiol.），１７巻，ｐ．１１１Ｂ−１１７Ｂ，１９９１年も参照されたい）、電離放射線（ウエインバーガー（Weinberger）他，インターナショナル・ジャーナル・オブ・ラディオロジカル・オンコロジカル・バイオロジカル・フィジオロジー（Int. J. Rad. Onc. Biol. Phys.），３６巻，ｐ．７６７−７７５，１９９６年）、融合トキシン（ファーブ，Ａ．(Farb, A.)他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），８０巻，ｐ．５４２−５５０，１９９７年）、アンチセンス・オリジオヌクレオチド（シモンズ，Ｍ．（Simons, M.）他，ネイチャー（Nature），３５９巻，ｐ．６７−７０，１９９２年）および遺伝子ベクター（チャン，Ｍ．Ｗ．（Chang, M.W.）他，ジャーナル・オブ・クリニカル・インベステイゲーション（J. Clin. Invest.），９６巻，ｐ．２２６０−２２６８，１９９５年）を含む。生体外（イン・ビトロ）における平滑筋細胞に対する抗増殖作用は上記の物質の多くにおいて示されており、これらは、ヘパリン、ヘパリン共役物質、タクソール、トラニラスト、コルヒチン、ＡＣＥ阻害薬、融合トキシン、アンチセンス・オリジオヌクレオチド、ラパマイシンおよび電離放射線を含む。従って、平滑筋細胞阻害の種々のメカニズムを伴う薬物は内膜の過形成を減少する点において治療的有用性を有すると考えられる。

しかしながら、種々の動物体モデルとは対照的に、人間の血管形成術の患者における全身系的な薬理学的手段による再狭窄の防止の試みはこれまでに成功には程遠いものであった。アスピリン−ジピリダモール、チクロピジン、抗血液凝固剤療法（急性ヘパリン、慢性ワルファリン、ヒルジン、ヒルログ）、トロンボキサン受容体拮抗物質、あるいはステロイドは再狭窄の予防にいずれも有効ではなかったが、血小板抑制物質は血管形成術後における急性の再閉塞の防止に効果的であった（マック（Mak）およびトポル（Topol），１９９７年、ラング（Lang）他，１９９１年、ポプマ（Popma）他，１９９１年）。ま
た、血小板ＧＰＩＩｂ／ＩＩＩａ受容体である、拮抗物質のレオプロ（Reopro）（登録商標）は依然として研究中であるが、このレオプロ（Reopro）（登録商標）は血管形成術およびステント処理の後における再狭窄の軽減において明らかな結果を示していない。さらに、再狭窄の防止において有効性を示していない他の物質として、カルシウム・チャネル拮抗薬、プロスタサイクリン・ミメティック薬、アンギオテンシン変換酵素阻害薬、セロトニン受容体拮抗薬、および抗増殖剤が含まれる。しかしながら、これらの薬物は全身系的に投与する必要があり、治療的に有効な投薬量を達成することが可能でない場合があり、抗増殖（または、抗再狭窄）に対応する濃度がこれら薬物の既知の毒性濃度を超える可能性があるので、平滑筋阻害を生じさせるのに十分な量に到達し得ない場合が有り得る（マック（Mak）およびトポル（Topol），１９９７年、ラング（Lang）他，１９９１年、ポプマ（Popma）他，１９９１年）。

種々の食用魚油サプリメントまたはコレステロール低下剤を利用して再狭窄を防止する有効性を調べている別の臨床的な試行が競合的なまたは否定的な結果を示すことが確かめられており、これらの薬理学的な物質はいずれも依然として血管形成術後の再狭窄を防止することにおいて臨床的に利用可能な段階ではない（マック（Mak）およびトポル（Topol），１９９７年、フランクリン（Franklin）およびファクソン（Faxon），１９９３年、セリュイズ，Ｐ．Ｗ．（Serruys, P.W.）他，１９９３年）。最近の観察結果の示唆するところによれば、抗脂質剤／酸化防止剤のプロブコールが再狭窄の防止において有効であるが、この作用は確認の必要がある（タージフ（Tardif）他，１９９７年、ヨコイ（Yokoi）他，１９９７年）。プロブコールは米国では現在において使用が認可されておらず、緊急の血管形成術において３０日間の予備治療期間の間にその使用を避ける必要がある。さらに、電離放射線の適用はステントを伴う患者における血管形成術後の再狭窄の軽減または防止において相当な有望性を示している（テイルスタイン（Teirstein）他，１９９７年）。しかしながら、現在においては、再狭窄の最も有効な治療は血管形成術、アテレクトミーまたは冠動脈バイパス移植術を繰り返すことであり、この理由は、血管形成術後の再狭窄の防止のために使用するための食品医薬品局の認可を有する治療物質が現在において全く存在していないからである。

全身系的な薬理学的療法とは異なり、ステントは再狭窄を相当に軽減することにおいて有用であることが立証されている。一般的に、ステントはバルーン拡張型のスロット付きの金属チューブ（通常的に、ステンレス・スチールであるがこれに限定されない）であり、これらは血管形成術が施された冠動脈の内腔内において拡張されると、その動脈壁部に対する剛性の支持骨格構造の形成により構造的な支持を行なう。この支持構造は血管の内腔を開存状態に維持することに役に立つ。例えば、２回の無作為的に行なわれた臨床試行において、種々のステントは最小の内腔の直径を増大して６ヶ月目における再狭窄の発生率をゼロにしたわけではないが減少することにより、経皮経内腔式の冠動脈形成術後における血管造影による有効性を高めている（セリュイズ（Serruys）他，１９９４年、フィッシュマン（Fishman）他，１９９４年）。

加えて、ステントのヘパリン被膜はステント移植後における亜急性の血栓症を減少するという付加的な利点を有すると思われる（セリュイズ（Serruys）他，１９９６年）。従って、ステントによる狭窄した冠動脈の持続された機械的な拡張は再狭窄の防止の一定の方法を提供することが示されており、ヘパリンによるステントの被覆は種々の薬物を損傷した組織部位に局所的に配給することの実行可能性および臨床的な有用性の両方を立証している。

上述のように、ヘパリンを被覆したステントを用いることは局所的な薬剤配給の実行可能性および臨床上の有用性を立証しているが、このような特定の薬物または薬物の組み合わせ物を局所配給装置に固定する様式はこの種の治療の効能において一定の役割を果たす。例えば、薬物／薬物の組み合わせ物を局所配給装置に固定するために用いる方法および材料はその薬物／薬物の組み合わせ物の作用に対して干渉してはならない。さらに、これらの利用する方法および材料は生体適合性である必要があり、配給中および一定時間の期間にわたり一定の薬物／薬物の組み合わせ物をその局所配給装置に保持する必要がある。例えば、局所配給装置の配給中にその薬物／薬物の組み合わせ物の脱落は潜在的にその局所配給装置の能力不全を生じる可能性がある。

従って、生物学的に誘発する、例えば、アテローム硬化症、または、機械的に誘発する、例えば、経皮経内腔式の冠動脈形成術による内膜肥厚化のいずれかである内膜の肥厚化を生じる脈管の損傷の防止および治療のための薬物／薬物の組み合わせ物および関連の局所配給装置が要望されている。加えて、配給および位置決め中において薬物／薬物の組み合わせ物を局所配給装置に保持すること、および一定時間の期間にわたり治療的投薬量で薬物／薬物の組み合わせ物を放出することを確実に行なうことが要望されている。

内膜の肥厚化を引き起こす傷害の防止および治療のための種々のステント被膜および配合物が提案されている。これらの被膜はそれ自体でステントが損傷した内腔壁に与える刺激を減少することができ、それゆえ、血栓症または再狭窄への傾向を低下することができる。あるいは、上記の被膜は平滑筋組織の増殖または再狭窄を減少させる医薬品／治療薬または薬物を一定の内腔に配給することも可能である。この薬剤配給のメカニズムは一定のバルクポリマーまたはそのポリマー構造中に形成されている細孔による薬剤の拡散、あるいは、生体分解性の被膜の浸食により行われる。

ステント用の被膜として種々の生体吸収性で生体安定性の配合物が報告されている。これらの配合物は一般に、医薬品／治療薬または薬物、例えば、ラパマイシン、タクソール等を包み込むか、このような物質を一定の表面、例えば、ヘパリン被覆型のステントに結合するポリマー被膜であった。さらに、これらの被膜は浸漬法、吹き付け法またはスピン・コート法を含むがこれらに限らない多くの方法でステントに塗布される。

種々のステント用の被膜として報告されている生体安定性の材料の一例はポリフルオロ・ホモポリマーである。ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）ホモポリマーは長年にわたり移植材料として用いられている。これらのホモポリマーは一定の温度においてはいずれの溶剤にも溶解せず、それゆえ、上記装置の重要な特徴部分（例えば、ステントにおけるスロット部分）を維持しながら小形の各種医療装置に塗布することが困難である。

ポリフッ化ビニリデンのホモポリマーにより作成されていて、放出するための医薬品／治療薬または薬物を含有している被膜を伴う種々のステントがこれまでに提案されている。しかしながら、大抵の結晶質ポリフルオロ・ホモポリマーと同様に、これらの被膜は、これらをそのポリマーの融点に相当する比較的に高い温度にしない場合には、種々の表面上に高品質なフィルムまたは皮膜として塗布することが困難である。
キャンベル（Campbell）およびキャンベル（Campbell），１９８５年キャンベル（Campbell）およびキャンベル（Campbell），１９８７年クロウズ（Clowes）およびシュワルツ（Schwarts），１９８５年タナカ（Tanaka）他，１９９３年エデルマン（Edelman）他，１９９８年クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびカルノブスキー，Ｍ（Karnovsky, M），ネイチャー（Nature），２６５巻，ｐ．２５−２６，１９７７年ガイトン，Ｊ．Ｒ．（Guyton, J.R.）他、サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），４６巻，ｐ．６２５−６３４，１９８０年クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびクロウズ，Ｍ．Ｍ．（Clowes, M.M.）、ラボラトリー・インベステイゲーション（Lab. Invest.），５２巻，ｐ．６１１−６１６，１９８５年クロウズ，Ａ．Ｗ．（Clowes, A.W.）およびクロウズ，Ｍ．Ｍ．（Clowes, M.M.），サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），５８巻，ｐ．８３９−８４５，１９８６年マジェスキー（Majesky），サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），６１巻，ｐ．２９６−３００，１９８７年スノー（Snow）他，アメリカン・ジャーナル・オブ・パソロジー（Am. J. Pathol.），１３７巻，ｐ．３１３−３３０，１９９０年オカダ，Ｔ（Okada, T），ニューロサージェリー（Neurosurgery），２５巻，ｐ．９２−９８，１９８９年クーリエ，Ｊ．Ｗ．（Currier, J.W.）他，サーキュレーション（Circ.），８０巻，ｐ．１１−６６，１９８９年ソロット，Ｓ．Ｊ．（Sollot, S.J.）他，ジャーナル・オブ・クリニカル・インベステイゲーション（J. Clin. Invest.），９５巻，ｐ．１８６９−１８７６，１９９５年パウエル，Ｊ．Ｓ．（Powell, J.S.）他，サイエンス（Science），２４５巻，ｐ．１８６−１８８，１９８９年ランデルガン，Ｃ．Ｆ．（Lundergan, C.F.）他，アメリカン・ジャーナル・オブ・カージオロジー（Am. J. Cardiol.），１７巻（増刊Ｂ），ｐ．１３２Ｂ−１３６Ｂ，１９９１年ジョナッソン，Ｌ．（Jonasson, L.）他，プロシーディング・ナチュラル・アカデミック・ソサイエテイ（Proc. Natl. Acad. Sci.），８５巻，ｐ．２３０３，１９８８年ファーンズ，Ｇ．Ａ．Ａ（Ferns, G.A.A.）他，サイエンス（Science），２５３巻，ｐ．１１２９−１１３２，１９９１年ネメセック，Ｇ．Ｍ．（Nemecek, G.M.）他，ジャーナル・オブ・ファーマコロジカル・エクスペリメンタル・セラピー（J. Pharmacol. Exp. Thera.），２４８巻，ｐ．１１６７−１１７４，１９８９年リウ，Ｍ．Ｗ．（Liu, M.W.）他，サーキュレーション（Circ.），８１巻，ｐ．１０８９−１０９３，１９９０年フクヤマ，Ｊ．（Fukuyama, J.）他，ヨーロピアン・ジャーナル・オブ・ファーマコロジー（Eur. J. Parmacol. ），３１８巻，ｐ．３２７−３３２，１９９６年ハンソン，Ｇ．Ｋ．（Hansson, G.K.）およびホルム，Ｊ．（Holm, J.），サーキュレーション（Circ.），８４巻，ｐ．１２６６−１２７２，１９９１年マークス，Ｓ．Ｏ．（Marx, S.O.）他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），７６巻，ｐ．４１２−４１７，１９９５年コルバーン，Ｍ．Ｄ．（Colburn, M.D.）他，ジャーナル・オブ・バスキュラー・サージェリー（J. Vasc. Surg.），１５巻，ｐ．５１０〜５１８，１９９２年バーク，Ｂ．Ｃ．（Berk, B.C.）他，ジャーナル・オブ・アメリカン・コル・カージオロジー（J. Am. Coll. Cardiol.），１７巻，ｐ．１１１Ｂ−１１７Ｂ，１９９１年ウエインバーガー，Ｊ．（Weinberger, J.）他，インターナショナル・ジャーナル・オブ・ラディオロジカル・オンコロジカル・バイオロジカル・フィジオロジー（Int. J. Rad. Onc. Biol. Phys.），３６巻，ｐ．７６７−７７５，１９９６年ファーブ，Ａ．（Farb, A.）他，サーキュレーション・リサーチ（Circ. Res.），８０巻，ｐ．５４２−５５０，１９９７年シモンズ，Ｍ．（Simons, M.）他，ネイチャー（Nature），３５９巻，ｐ．６７−７０，１９９２年チャン，Ｍ．Ｗ．（Chang, M.W.）他，ジャーナル・オブ・クリニカル・インベステイゲーション（J. Clin. Invest.），９６巻，ｐ．２２６０−２２６８，１９９５年マック（Mak）およびトポル（Topol），１９９７年ラング（Lang）他，１９９１年ポプマ（Popma）他，１９９１年フランクリン（Franklin）およびファクソン（Faxon），１９９３年セリュイズ，Ｐ．Ｗ．（Serruys, P.W>）他，１９９３年タージフ（Tardif）他，１９９７年ヨコイ（Yokoi）他，１９９７年テイルスタイン（Teirstein）他，１９９７年セリュイズ（Serruys）他，１９９４年フィッシュマン（Fischman）他，１９９４年セリュイズ（Serruys）他，１９９６年

血栓症、再狭窄またはその他の有害な反応を軽減し、このような作用を達成するために種々の医薬品または治療薬または薬物の使用を含むことができるが必ずしもこれを必要とせず、種々の被覆型装置が比較的に低い最高温度にかけられる時でも、これらの装置において使用することに有効である物理的および機械的な諸特性を有することのできる移植可能な種々の医療装置用の被膜を開発することが有利であると考えられる。また、病気を治療し、種々の医療装置の移植に対する生体反応を最少にするか実質的に無くす種々の薬物、薬剤および／または配合物との組み合わせにおける移植可能な医療装置を開発することが有利と考えられる。さらに、特定の状況において、傷の治癒を促進する種々の薬物、薬剤および／または配合物との組み合わせにおける移植可能な医療装置を開発することが有利であると考えられる。

種々のステント移植片または体内プロテーゼが現在において食品医薬品局の認可を受けており、市場において入手可能である。これらの配給方法は一般的に総大腿動脈または上腕動脈を含み得る一定の離れた動脈の外科的な切開により得られる血管の接近部位の中を通して行なわれる高度な血管形成技法を含む。先ず、一定のガイドワイヤの上に、適当な大きさの導入装置が配置される。その後、このカテーテルおよびガイドワイヤが動脈瘤の中を通過する。さらに、この導入装置の中を通して、ステント移植片が適当な位置まで進行する。このステント移植装置の典型的な配備はそのステント移植片の位置を一定の内部の安定化装置により保持しながら一定の外側シースを後退させることを必要とする。大抵のステント移植片は自己拡張式であるが、そのステント移植片の位置を確保するために、例えば、バルーン血管形成術等のような一定の付加的な血管形成処置が必要とされることも有り得る。さらに、このステント移植片の配置に続いて、標準的な血管形成画像を得ることができるようになる。

一般的に２０フレンチ（３Ｆ＝１ｍｍ）よりも大きい上記装置の大きな直径により、その動脈切開部の閉鎖は一般的に外科手術による修復を必要とする。さらに、一部の処置において、動脈瘤を適正に治療するために、あるいは、両側の下肢への血流を維持するために、例えば、下腹動脈塞栓化、血管結紮または外科バイパス術等のような付加的な外科技法が必要になる場合が有り得る。これと同様に、一部の処置において、動脈瘤を有効に排除して漏れを効果的に管理するために、例えば、血管形成術、ステントの配置および塞栓化等のような付加的な高度なカテーテル関連型の技法を必要とする場合がある。

上述の体内プロテーゼは従来の外科的方法よりも優れている一定の有意義な改善を示しているが、さらにこれらの体内プロテーゼ、およびその使用方法および種々の生物学的な状態に対するその適用性を改善する必要性が存在している。従って、腹大動脈瘤及び胸大動脈瘤を含む動脈瘤を治療する安全で効果的な代替手段を提供するために、現在において知られている種々の体内プロテーゼおよびこれらの配給システムに伴う多数の問題を解消する必要がある。これらの体内プロテーゼの使用に伴う一例の問題は体内における漏れの防止および脈管構造における通常の流体力学による混乱である。任意の技術を用いている装置は必要に応じて位置決めおよび再位置決めすることが簡単であることが当然に好ましく、一定の迅速な流密シールを提供することが当然に好ましく、さらに、動脈瘤のある血管ならびに分枝血管の両方における通常の血流に対して干渉することなく移動を阻止するために固定できることが当然に好ましい。加えて、上記の技術を用いている装置は二股になっている血管、曲がりくねった血管、急な角度を有する血管、部分的に疾患のある血管、石灰化された血管、異形の血管、短い血管および長い血管の中において固定、密封、および保持できることが当然に好ましい。このことを達成するために、上記の体内プロテーゼは高度に耐久性であり、伸長可能で再構成可能であると共に短期間または長期の液密シールを維持してそれぞれの位置を固定することが当然に好ましい。

また、上記の体内プロテーゼは種々のカテーテル、ガイドワイヤおよびその他の装置により経皮的に配給できることが当然に好ましく、このことは開口式の外科的介入の必要性を実質的に排除する。従って、カテーテル内におけるそれぞれの体内プロテーゼの直径が重要なファクターになる。さらに、このことは胸大動脈等のような大形の血管の中における動脈瘤の場合において特に言える。

さらに、一定の可変の多孔度を有する一定の材料を利用することが極めて有利になると考えられる。

本発明の区別可能な多孔度を有する脈管内移植片は現在において利用されている種々の脈管内移植片またはステント移植片に伴う多数の不都合点を解消するための一定の手段を提供している。すなわち、一定のステント移植片の異なる場所においてその移植材料の気孔の寸法を変えることにより、種々の望ましい作用が達成可能になる。例えば、多数の薬物、薬剤および／または配合物に適合するために、さらに、これらの濃度を調整するために、上記の気孔の寸法を一定の部分において比較的に大きくすることができる。加えて、組織の内部増殖を促進するために上記の気孔の寸法を異なる場所において変えることができる。

一例の態様によれば、本発明は一定の脈管内プロテーゼに関連している。この脈管内プロテーゼは１個以上の実質的に管状の支持骨格構造およびこれら１個以上の実質的に管状の構造に固定されていて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の移植材料を備えている。さらに、この移植材料はその長さに沿って一定の可変の気孔の寸法を有している。

別の態様によれば、本発明は一定の脈管内プロテーゼに関連している。この脈管内プロテーゼは１個以上の実質的に管状の支持骨格構造およびこれら１個以上の実質的に管状の支持骨格構造に固定されていて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の生体適合性で、高い引張強さ、耐磨耗性、高い耐久性、および薄壁型の移植材料を備えている。さらに、この移植材料はその長さに沿って一定の可変の気孔の寸法を有している。

本発明の上記の医療装置、薬物の被膜およびこれらの薬物の被膜またはビヒクルを上記装置において保持するための方法は病気を治療してその病気またはその他の種々の状況の治療のための種々の医療装置の移植による生体の反応に対処するために種々の材料の一定の組み合わせ物を利用している。また、上記の薬物、薬剤または配合物の局所的な配給は一般に、それぞれの効力を高めながら全身系的に配給する場合に比べた場合に、これらの薬物、薬剤または配合物の潜在的な毒性を実質的に低下する。

種々の薬物、薬剤または配合物が種々の病気を治療するために多数の医療装置に対して固定できる。これらの薬物、薬剤または配合物はまた一定の別の状況を治療するために利用される医療装置の導入に対する生物学的な生体の反応を最少にするか実質的に無くすために固定することもできる。例えば、種々の冠動脈または胆管等のような別の体内腔を開通するために種々のステントを導入することができる。しかしながら、これらのステントを導入することにより一定の平滑筋細胞の増殖作用ならびに炎症が生じる。従って、これらのステントはこれらの反応に対処するために種々の薬物、薬剤または配合物により被覆することが必要である。さらに、特定の種類の外科手術において日常的に利用されている吻合装置もまた一定の平滑筋細胞の増殖作用ならびに炎症を生じる可能性がある。それゆえ、種々のステント移植片および、例えば、動脈瘤バイパス・システム等のようなのステント移植片を利用している種々のシステムはこれらの装置の導入により生じる種々の悪影響を防止して治癒および取り込みを促進するための種々の薬物、薬剤および／または配合物により被覆する必要がある。従って、上記装置はこれらの反応に対処するための種々の薬物、薬剤および／または配合物により被覆することも必要である。加えて、動脈瘤バイパス・システム等のような装置は治癒を傷の促進することにより内部漏れの危険性またはその他の類似の現象を減少するための種々の薬物、薬剤および／または配合物により被覆する必要がある。

上記の薬物、薬剤または配合物は医療装置の種類、医療装置の導入に対する反応および／または治療することが求められている病気に応じて変わる。さらに、上記の医療装置にこれらの薬物、薬剤または配合物を固定するために利用する被膜またはビヒクルの種類もまたその医療装置の種類、その薬物、薬剤または配合物の種類およびこれらの放出速度を含む多数のファクターまたは要因に応じて変更可能である。

有効であるために、上記の薬物、薬剤または配合物は配給および移植中に上記医療装置において留まっていることが当然に好ましい。従って、これらの薬物、薬剤または配合物の間に強い結合を形成するための種々の塗布技法が利用可能である。加えて、これらの薬物、薬剤または配合物が時期尚早に放出されることを防ぐための表面改質剤として種々の材料が利用できる。

本発明の耐磨耗性のステント移植片は少なくとも１個のステント・セグメントおよび当該ステント・セグメントに取り付けられている一定の高度に耐久性で耐磨耗性の移植材料を備えている。この移植材料は多数の方法で少なくとも１個のステント・セグメントに取り付けることができる。上記のステント移植片は一定の比較的に大形のシステム、例えば、腹大動脈瘤を修復するための一定のシステムにおける一定の部品として、あるいは、一定の独立型の装置として利用可能である。いずれの実施形態においても、上記ステント移植片は好ましくは経皮的に配給されるが、外科的に利用することも可能である一定の流体搬送用の導管として利用されている。また、上記少なくとも１個のステント・セグメントは任意の適当な支持骨格構造を有することができ、多数の生体適合性の材料により作成できる。さらに、この少なくとも１個のステント・セグメントは自己拡張式であってもよく、バルーンにより拡張することも可能である。

本発明の耐磨耗性のステント移植片は好ましくは経皮的に配給され、それゆえ、可能な限り最小の直径を伴って設計されていることが好ましい。このような可能な限り最小の直径を達成するためには、比較的に薄い移植材料が必要とされる。しかしながら、ステント移植片は一般的に比較的に高い流体力学的な力を有する種々の脈管の中において体内に配置されるので、これらの力に耐えることのできる移植材料を必要とする。本質的に、これらの力は移植材料が上記少なくとも１個のステント・セグメントに接続している各位置においてその移植材料を磨耗する傾向がある。さらに、経時的に、この移植材料は微小漏れを進展させる可能性があり、このことは明らかにステント移植片の目的、すなわち、一定のバイパス導管としての目的を無効にする。従って、本発明の耐磨耗性のステント移植片は一定の生体適合性で、高い引張強さ、耐磨耗性、高い耐久性の糸を利用しており、この糸は直径を犠牲にすることなく一定の移植材料に織り状、編み状または編み組み状にすることができる。

上記の糸またはより糸は単一の構成部品により構成することができ、あるいは、耐磨耗性、柔軟性および厚さを含む種々の望ましい特性を達成するために適当な１種類以上の材料と共に混合することも可能である。このような一例の糸は超高分子量ポリエチレンを含み、この材料は市場において入手可能である。従って、本発明の耐磨耗性のステント移植片は一定の高い耐久性のステント移植片であり、この移植片はその薄い移植材料により、現在の種々のステント移植片よりも容易に経皮的に配給することが可能である。

本発明の脈管内プロテーゼまたはステント移植片は一定の移植材料を備えており、この移植材料はその長さに沿って一定の可変の寸法の気孔構造を有することができる。この様式において、種々の薬物、薬剤および／または配合物の任意の物を、その濃度、放出速度および放出の持続時間を正確に制御可能にするように、上記移植材料の中に組み込むことができる。加えて、上記可変の気孔寸法は特定の領域内における組織の内部増殖を促進して別の領域内における組織の内部増殖を抑制するために利用できる。

従って、本発明によれば、血栓症、再狭窄またはその他の有害な反応を軽減し、このような作用を達成するために種々の医薬品または治療薬または薬物の使用を含むことができるが必ずしもこれを必要とせず、種々の被覆型装置が比較的に低い最高温度にかけられる時でも、これらの装置において使用することに有効である物理的および機械的な諸特性を有することのできる移植可能な種々の医療装置用の被膜が提供できる。また、本発明によれば、病気を治療し、種々の医療装置の移植に対する生体反応を最少にするか実質的に無くす種々の薬物、薬剤および／または配合物との組み合わせにおける移植可能な医療装置が提供できる。さらに、本発明によれば、特定の状況において、傷の治癒を促進する種々の薬物、薬剤および／または配合物との組み合わせにおける移植可能な医療装置が提供できる。

上記本発明の薬物／薬物の組み合わせ物および配給装置は病気、特に、傷害により生じる脈管の病気を有効に予防および治療するために利用できる。脈管の病気の治療において利用される種々の医療用の治療装置が最終的に別の合併症を誘発する可能性がある。例えば、バルーン式血管形成は一定の動脈の中における血流を増加するために用いられている一定の処置であり、冠状血管の狭窄に対する主な治療方法である。しかしながら、上述したように、この処置は一般的に脈管の壁部に対するある程度の損傷を生じてその後の一定の時点においてその問題を潜在的に悪化させる。さらに、他の処置および病気も類似の傷害を生じる可能性があるが、本発明の例示的な実施形態は種々の動脈、静脈およびその他の流体を搬送する導管の連結を含む経皮経内腔式の冠動脈形成術およびその他の類似の動脈／静脈の処置に続く再狭窄および関連の種々の合併症の治療に関連して説明されている。

本発明の種々の例示的な実施形態が経皮経内腔式の冠動脈形成術に続く再狭窄および関連の合併症の治療に関連して説明されているが、種々の薬物／薬物の組み合わせ物の局所的配給が多数の医療装置による多様な状況の治療のために、あるいは、その装置の機能および／または寿命を改善するために利用可能であることに注目することが重要である。例えば、白内障の手術後の視力を回復するために配置される眼内レンズは二次的な白内障の形成により損なわれる場合が多い。後者はレンズ表面上における細胞の過剰成長による場合が多く、その装置に対する１種類以上の薬物の結合により有効に最小化できる。一定の装置の内部、上部およびその周囲における組織の内部増殖または蛋白質様物質の堆積により故障する場合の多い別の医療装置、例えば、種々の水頭症用のシャント、透析移植片、結腸瘻袋取付け器具、耳ドレナージ管、ペースメーカおよび移植可能な除細動器用のリード線等もまた上記のような装置−薬物の組み合わせの方法により恩恵を受ける可能性がある。組織または器官の構造および機能を改善するために役立つ種々の装置もまた適当な１種類以上の薬剤との組み合わせにおいて種々の有益性を示すことができる。例えば、移植した装置の安定性を向上するための改善された種々の整形外科装置における骨一体化機能が当該装置を骨−形態形成性蛋白質等のような種々の薬剤と組み合わせることにより達成可能になると考えられる。同様に、別の種々の外科装置、縫合糸、ステープル、吻合装置、椎骨ディスク、骨ピン、縫合糸アンカー、止血用バリア、クランプ、ねじ、プレート、クリップ、血管移植片、組織接着剤およびシール材または密封材、組織支持骨格部材、種々の包帯、骨置換材、内腔内装置、および脈管支持体もまた上記のような薬物−装置の組み合わせ方法により患者における有益性を高めることができる。本質的に、任意の種類の医療装置が当該装置または薬剤の１回の使用期間の全体にわたり治療効果を高める一定の薬物または薬物の組み合わせ物により一定の様式で被覆できる。

種々の医療装置に加えて、上記の装置における種々の被膜は種々の治療薬および薬剤を配給するために用いることができ、これらの治療薬および薬剤はビンカアルカロイド類（すなわち、ビンブラスチン、ビンクリスチン、ビノレルビン）等のような天然産物、パクリタキセル、エピジポドフィルロトキシン類（すなわち、エトポシド、テニポシド）、各種抗生物質（すなわち、ダクチノマイシン（アクチノマイシンＤ）、ダウノルビシン、ドキソルビシンおよびイダルビシン）、アントラサイクリン、ミトザントロン、ブレオマイシン、プリカマイシン（ミトラマイシン）およびマイトマイシン、酵素（Ｌ−アスパラギンを全身系的に代謝し、自己的にアスパラギンを合成する機能をもたない種々の細胞を奪取するＬ−アスパラギナーゼ等）を含む抗増殖／抗有糸分裂剤、Ｇ（ＧＰ）ＩＩｂ／ＩＩＩａ抑制因子およびビトロネクチン受容体拮抗物質等のような抗血小板剤、ナイトロジェン・マスタード（メクロレタミン、シクロホスファミドおよびその類似体、メルファラン、クロラムブシル）、エチレンイミンおよびメチルメラミン（ヘキサメチルメラミンおよびチオテパ）、スルホン酸アルキル類−ブスルファン複合物、ニトロソ尿素類（カルムスチン（ＢＣＮＵ）およびその類似体、ストレプトゾシン）、トラゼン（trazenes）−ダカルバジン（ＤＴＩＣ）複合物等のような抗増殖／抗有糸分裂アルキル化薬、葉酸類似体（メトトレキサート）、ピリミジン類似体（フルオロウラシル、フロクスウリジンおよびシタラビン）、プリン類似体および関連の抑制因子（メルカプトプリン、チオグアニン、ペントスタチンおよび２−クロロデオキシアデノシン｛クラドリビン｝）、白金配位錯体（シスプラチン、カルボプラチン）、プロカルバジン、ヒドロキシ尿素、ミトーテン、アミノグルテチミド、ホルモン類（すなわち、エストロゲン）等のような抗増殖／抗有糸分裂代謝拮抗物質、抗凝固薬（ヘパリン、合成ヘパリン塩類およびその他のトロンビン抑制因子）、フィブリン溶解剤（組織プラスミノゲン活性化因子、ストレプトキナーゼ、ウロキナーゼ等）、アスピリン、ジピリダモール、チクロピジン、クロピドグレル、アブシキマブ、抗遊走薬（antimigratory）、抗分泌薬（ブレベルジン）、さらに、副腎皮質ステロイド（コルチソル、コルチゾン、フルドロコルチゾン、プレドニゾン、プレドニゾロン、６α−メチルプレドニゾロン、トリアムシノロン、ベタメタゾン、およびデキサメタゾン）、非ステロイド系薬（サリチル酸誘導体、すなわち、アスピリン、パラアミノフェノール誘導体、すなわち、アセトミノフェン）等のような抗炎症薬、インドールおよびインデン酢酸（インドメタシン、スリンダク、エトダラック）、ヘテロアリール酢酸（トルメチン、ジクロフェナクおよびケトロラク）、アリールプロピオン酸（イブプロフェンおよびその誘導体）、アントラニル酸（メフェナム酸およびメクロフェナム酸）、エノール酸（ピロキシカム、テノキシカム、フェニルブタゾン、およびオキシフェンタトラゾン）、ナブメトン、金化合物（オーラノフィン、金チオグルコース、金チオリンゴ酸ナトリウム）、免疫抑制剤（シクロスポリン、タクロリムス（ＦＫ−５０６）、シロリムス（ラパマイシン）、アザチオプリン、ミコフェノール酸モフェチル）、血管形成剤、血管内皮細胞増殖因子（ＶＥＧＦ）、線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）、アンギオテンシン受容体遮断薬、酸化窒素供与体、アンチセンス・オリゴヌクレオチド類およびこれらの組み合わせ物、細胞周期抑制因子、ｍＴＯＲ抑制因子、および増殖因子信号伝達キナーゼ抑制因子、レテノイド（retenoid）、シクリン／ＣＤＫ抑制因子、ＨＭＧ補酵素レダクターゼ抑制因子（スタチン類）、およびプロテアーゼ抑制因子等を含む。

上述したように、バルーン血管形成術と関連している冠動静脈用ステントの移植は急性血管閉塞の治療に極めて有効であり、再狭窄の危険性を減少できる。脈管内超音波調査に関する研究（ミンツ（Mintz）他，１９９６年）は冠動静脈ステント処理が血管の狭窄を有効に防止しすること、およびステント移植後における術後内腔損失の大部分がプラークの増殖によるものであり、恐らくはネオ内膜肥厚化に関連していることを示唆している。この冠動静脈ステント処理後の術後内腔損失は従来的なバルーン式血管形成術後に観察される量のほぼ２倍である。従って、ステントが再狭窄の過程の少なくとも一部分を妨げる限り、平滑筋細胞の増殖を阻止する種々の薬物、薬剤または配合物の一定の組み合わせ物は、多数のメカニズムにより、炎症を軽減すると共に凝固を軽減するか、平滑筋細胞の増殖を阻止するので、一定のステントとの組み合わせにおいて減少される炎症および軽減される凝固は血管形成術後の再狭窄に対する最も効力のある治療方法を提供する可能性がある。さらに、同種または異種の薬物／薬物の組み合わせ物の局所的配給との組み合わせにおける種々の薬物、薬剤または配合物の全身系的な使用も一定の有益的な治療の選択肢を与える可能性がある。

一定のステントからの薬物／薬物の組み合わせ物の局所的配給は以下の利点、すなわち、血管の反跳およびステントの支持骨格作用による再造形の防止、ネオ内膜肥厚化または再狭窄の多くの発生要素の阻止ならびに炎症および血栓症の軽減という利点を有している。このようなステント処理した冠動脈への種々の薬物、薬剤または配合物の局所的投与はさらに別の治療上の有益性を有することもできる。例えば、全身系的な投与とは異なり、比較的に高い組織濃度の種々の薬物、薬剤または配合物を局所的配給により達成することができる。加えて、全身系的な投与とは異なり、比較的に高い組織濃度を維持しながら、減少された全身系における毒性が局所的配給により達成できる。また、全身系的な投与の代わりに一定のステントによる局所的配給を利用する場合に、１回の処置で患者の比較的に良好な応諾感に十分に対応できる。さらに、上記のような薬物、薬剤、および／または配合物の組み合わせ物の別の有益性は治療用の種々の薬物、薬剤または配合物のそれぞれの用量を減少することができることであり、これにより、それぞれの毒性を制限すると共に、再狭窄、炎症および血栓症の軽減が達成できる。従って、上記のような局所的なステントに基づく治療方法は抗再狭窄性、抗炎症性、および／または抗血栓性の種々の薬物、薬剤または配合物の治癒比率（効力／毒性）を改善する一定の手段である。

経皮経内腔式の冠動脈形成術後に利用できる多数の異なるステントが存在する。多数のステントが本発明に従って利用可能であるが、簡明化のために、限定数のステントが本発明の例示的な実施形態において説明されている。なお、熟練した当業者であれば、多数のステントが本発明に関連して利用可能であることが認識できる。加えて、上述したように、別の医療装置も利用可能である。

ステントは一般的に、一定の障害を軽減するために一定の管路の内腔内に据え置かれる一定の管状構造体として用いられる。一般的に、ステントは一定の非拡張状態の形態で内腔内に挿入された後に、自律的にまたは原位置における第２の装置の補助により拡張する。代表的な拡張方法は一定のカテーテル取付型の血管形成用バルーンを狭窄した血管または体内通路の中において膨張させて血管壁部の各構成要素に付随している種々の障害物を剪断および崩壊して一定の拡張状態の内腔を形成することにより行なわれる。

図１は、本発明の例示的な実施形態により利用可能になる例示的なステント１００を示している。この拡張可能な円筒形のステント１００は血管、管路または内腔の中に配置されてその血管、管路または内腔を開口状態に保つための、特に、動脈の一部分を血管形成術後の再狭窄から保護するための有窓構造を含む。このステント１００は円周方向に拡張して一定の拡張した形態に維持することができ、円周方向または半径方向に剛性になる。さらに、このステント１００は軸方向に柔軟であり、一定の帯域部分において曲がる場合に、このステント１００は外部に突出する構成部分を含まないようになっている。

上記ステント１００は一般に第１の端部および第２の端部およびこれらの端部の間における一定の中間部分を有している。さらに、このステント１００は一定の長手軸を有していて、複数の長手方向に配置された帯域部分１０２を含んでおり、この場合に、各帯域部分１０２は上記長手軸に平行な一定の線分に沿って一定の概ね連続的な波形を定める。さらに、複数の円周方向に配列されている連結部材１０４が各帯域部分１０２を一定の実質的に管状の構造に維持している。本質的に、長手方向に配置されている各帯域部分１０２は複数の周期的な位置において、短い円周方向に沿って配列されている連結部材１０４を介して、隣接している各帯域部分１０２に接続している。これらの帯域部分１０２のそれぞれに付随する波形はその中間部分における基本的な空間的周波数と概ね同一の周波数を有しており、各帯域部分１０２はこれらに付随する波形が概ね整合するように配置されていて、互いに概ね同一の位相になる。図示のように、長手方向に配列されている各帯域部分１０２はその隣接している帯域部分１０２に対する連結部分までの間にほぼ２周期で波打ちしている。

上記ステント１００は多数の方法を利用して作成することができる。例えば、このステント１００はレーザー、放電フライス加工、化学的エッチングまたはその他の手段により機械加工可能な中空のまたは成型処理したステンレス鋼管により作成できる。このようなステント１００は体内に挿入されて一定の非拡張状態の形態で所望の部位に配置される。一例の例示的な実施形態において、上記の拡張は一定のバルーン・カテーテルにより一定の血管内において行なうことができ、この場合に、そのステント１００の最終的な直径は、使用するバルーン・カテーテルの直径の一定の関数である。

本発明のステント１００が、例えば、ニッケルおよびチタンの一定の適当な合金またはステンレス・スチールを含む一定の形状記憶材料において実施可能であることが当然に認識されると考える。さらに、このようなステンレス・スチールにより形成される構造は、例えば、この材料を一定の編み組み状の形態にねじることによる等の一定の様式でステンレス・スチールを構成することにより自己拡張型に作成できる。このような実施形態においては、ステント１００を形成した後に、このステントを圧縮して挿入手段により一定の血管またはその他の組織内への挿入を可能するために十分に小さい一定の空間部分を占めるようにすることが可能であり、この場合に、上記挿入手段は、一定の適当なカテーテルまたは柔軟な棒材を含む。さらに、カテーテルから出る時に、上記ステント１００は所望の形態に拡張するように構成でき、この場合に、この拡張は自動的であるか、圧力、温度または電気等の刺激の変化により開始する。

図２は、図１に示すステント１００を利用している本発明の例示的な実施形態を示している。図示のように、このステント１００は、１個以上の貯蔵部分１０６を有するよう変更可能である。貯蔵部分１０６はそれぞれ要望に応じて開閉できる。これらの貯蔵部分１０６は配給する薬物／薬物の組み合わせ物を保持するように特別に設計することができる。また、このようなステント１００の設計とは無関係に、上記薬物／薬物の組み合わせ物の用量は病巣領域中に一定の有効な用量を供給するために十分な特異性および十分な濃度で供給することが好ましい。この点に関して、上記各帯域部分１０２内の貯蔵部分の寸法は好ましくは上記薬物／薬物の組み合わせ物の用量を所望の場所において所望の量で適当に供給するように寸法付けられている。

一定の代替的で例示的な実施形態において、上記ステント１００の内表面部および外表面部の全体を治療的な用量における上記薬物／薬物の組み合わせ物により被覆することも可能である。さらに、再狭窄を治療するための一定の薬物および例示的な被覆技法についての詳細な説明が以下において記載されている。このような被覆技法が上記薬物／薬物の組み合わせ物に応じて変更可能であることを述べておくことが重要である。さらに、この被覆技法は上記ステントまたはその他の内腔内医療装置を構成する材料に応じて変更することも可能である。

ラパマイシンは米国特許第３，９２９，９９２号に開示されているようにストレプトミセス属ハイグロスコピカスにより生成される一定の大環状トリエン型の抗生物質である。ラパマイシンは、とりわけ、生体内における血管平滑筋細胞の増殖を抑制することが知られている。従って、ラパマイシンは、特に、生物学的にまたは機械的に媒介される脈管の損傷に続いて、あるいは、一定の哺乳類動物を脈管損傷に罹りやすくすると考えられる諸条件下において、一定の哺乳類動物の内膜平滑筋細胞の肥厚化、再狭窄および血管閉塞の治療に利用することができる。ラパマイシンは、平滑筋細胞の増殖を抑制するように機能し、血管壁部の再内皮化を妨げない。

ラパマイシンは血管形成術により誘発する傷害において放出される種々のマイトジェン信号に応答して平滑筋の増殖に拮抗することにより血管の過形成を軽減する。細胞周期後期のＧ１期における増殖因子およびサイトカインにより媒介される平滑筋増殖の抑制はラパマイシンの作用の主要なメカニズムであると考えられる。しかしながら、ラパマイシンはまた、全身系的に投与される場合に、Ｔ細胞の増殖および分化を阻止することも知られている。このことがラパマイシンの免疫抑制活性および移植片拒絶反応を阻止する能力についての論拠である。

本明細書において用いられているように、ラパマイシンはラパマイシンおよびそのＦＫＢＰ１２およびその他の免疫促進物質に結合する全ての類似体、誘導体および同族物を含み、ＴＯＲの抑制を含むラパマイシンと同一の薬理学的な諸特性を有している。

ラパマイシンの抗増殖効果は全身系的な使用により達成できるが、さらに優れた結果がその配合物の局所的配給により達成できる。本質的に、ラパマイシンはその配合物に近接している組織内で作用し、その配給装置からの距離が増大するにつれて効果が減少する。このような作用を利用するために、ラパマイシンを内腔壁部に直接的に接触させることが望まれるようになる。従って、好ましい実施形態において、ラパマイシンはステントまたはその種々の部分の表面上に組み込まれている。本質的に、ラパマイシンは好ましくは、図１において示されている、ステント１００の中に組み込まれており、この場合に、このステント１００は内腔壁部に対して接触する。

ラパマイシンは多くの方法においてステント上に組み込むかこれに対して固定することができる。例示的な実施形態において、ラパマイシンは一定のポリマー基材の中に直接的に組み込まれており、ステントの外表面部に吹き付けられる。その後、ラパマイシンは経時的にこのポリマー基材から溶出して周囲の組織に入り込む。このラパマイシンは好ましくは少なくとも３日間乃至約６ヶ月間、さらに好ましくは７日乃至３０日間にわたりステント上に留まる。

多数の非侵食性のポリマーが上記のラパマイシンに関連して利用できる。例えば、種々の天然または合成のポリマーが利用できる。一例の例示的な実施形態において、上記ラパマイシンまたはその他の治療薬を一定のフィルム形成用のポリフルオロ・コポリマー中に組み込むことができ、このフィルム形成用のポリフルオロ・コポリマーは、重合化フッ化ビニリデンおよび重合化テトラフルオロエチレンから成る群から選択される一定量の第１の成分、およびこの第１の成分とは異なり、当該第１の成分と共重合されることにより上記ポリフルオロ・コポリマーが生成される一定量の第２の成分を含有しており、この第２の成分は上記ポリフルオロ・コポリマーに靱性または弾性を賦与することができ、上記第１の成分と第２の成分の相対的な各量は種々の移植可能な医療装置の処理において使用することに有効な諸特性を伴ってこれらから作成される被膜およびフィルムを形成することにおいて有効な量である。

本発明は一定のポリフルオロ・コポリマーを含む種々のポリマー被膜、および、例えば、血管形成術において用いられる場合に血栓および／または再狭窄を減少することに有効な種々の量で上記ポリマー被膜の一定のフィルムにより被覆されている、例えば、ステント等のような移植可能な種々の医療装置を提供している。本明細書において用いられているように、ポリフルオロ・コポリマーは重合化フッ化ビニリデンおよび重合テトラフルオロエチレンから成る群から選択される一定量の第１の成分、およびこの第１の成分とは異なり、当該第１の成分と共重合されることにより上記ポリフルオロ・コポリマーが生成される一定量の第２の成分を含有する種々のコポリマーを意味し、この第２の成分は上記ポリフルオロ・コポリマーに靱性または弾性を賦与することができ、上記第１の成分と第２の成分の相対的な各量は各種の移植可能な医療装置の被覆において使用することに有効な諸特性を伴ってこのようなポリフルオロ・コポリマーから作成される被膜およびフィルムを形成することに有効な量である。

上記被膜は再狭窄、炎症および／または血栓を軽減する薬剤または治療薬を含むことができ、これらの被膜により被覆されているステントは各種薬剤の持続した放出を行なうことができる。本発明の特定のポリフルオロ・コポリマーの被膜から調製される種々のフィルムは、種々の装置の被膜およびフィルムが曝される最高温度が比較的に低い温度に制限されている場合においても、従来の被覆型医療装置において必要とされる物理的および機械的な諸特性を示す。このことは、上記の被膜／フィルムを用いて熱に対して敏感な薬剤／治療薬または薬物を配給する場合、または、上記被膜を温度に敏感な装置、例えば、種々のカテーテル等に供給する場合に特に重要である。一方、最高の暴露温度が問題にならない場合、例えば、熱安定性の薬物、例えば、イトラコナゾールを被膜中に組み込む場合には、比較的に高い融点の熱可塑性ポリフルオロ・コポリマーを用いることができ、極めて高い伸び率および付着性が必要とされる場合には、種々のエラストマーを用いることができる。さらに、望まれる場合または必要とされる場合に、種々のポリフルオロ・エラストマーが、例えば、「モダーン・フルオロポリマーズ（Modern Fluoropolymers）」，（Ｊ．シャイヤーズ（J. Shires）編集），ジョン・ウィリー・アンド・サンズ（John Wiley & Sons），ニューヨーク，１９９７年，ｐ．７７−８７において記載されている標準的な種々の方法により架橋できる。

本発明は種々の医療装置用の改善された生体適合性の被膜またはビヒクルを形成するポリフルオロ・コポリマーを含む。これらの被膜は再狭窄または血栓、あるいは他の望ましくない種々の反応を軽減するために十分な、例えば、人間等のような、一定の哺乳類動物の身体組織に対する接触において不活性な生体適合性の表面部分を有している。多くの報告されているポリフルオロ・ホモポリマーから作成した被膜は不溶性であり、さらに／または、移植可能な種々の装置、例えば、ステント等において使用する場合に適当な物理的および機械的な諸特性を備えたフィルムを得るために、例えば、約１２５℃以上の温度の高い熱を必要とし、あるいは、特定的に靱性または弾性を有していないが、本発明のポリフルオロ・コポリマーから調製したフィルムは、種々の医療装置において形成される場合に、適当な接着性、靱性または弾性および亀裂に対する耐性を賦与する。特定の例示的な実施形態において、上記のことは種々の医療装置が比較的に低い最高温度に曝される場合においても言える。

本発明の被膜に用いられるポリフルオロ・コポリマーは好ましくは蝋質または粘着質にならない程度に十分に高い分子量を有するフィルム形成用のポリマーである。さらに、これらのポリマーおよびこれらにより形成されるフィルムはステントに接着して、そのステントの付着後に血流の応力により移動可能になるように容易に変形しないことが当然に好ましい。また、このポリマーの分子量はこのポリマーを含むフィルムがステントの取扱いまたは配備中に摩擦により剥がれ落ちないように十分な靱性を賦与する程度に十分に高いことが当然に好ましい。特定の例示的な実施形態において、上記被膜はステントまたはその他の医療装置の膨張が生じる場合に亀裂を生じない。

本発明の被膜は上述したようなポリフルオロ・コポリマーを含有している。このポリフルオロ・コポリマーを調製するために上記第１の成分と重合される上記第２の成分は一定の哺乳類動物に移植する場合に許容し得る生体適合性の種々のポリマーを形成すると共に、本明細書における特許請求の範囲に記載されている各種医療装置において使用するために十分な弾性フィルムの諸特性を維持すると考えられる重合化した生体適合性の種々のモノマーから選択できる。このようなモノマーはヘキサフルオロプロピレン（ＨＦＰ）、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）、フッ化ビニリデン、１−ヒドロペンタフルオロプロピレン、ペルフルオロ（メチルビニルエーテル）、クロロトリフルオロエチレン（ＣＴＦＥ）、ペンタフルオロプロピレン、トリフルオロエチレン、ヘキサフルオロアセトンおよびヘキサフルオロイソブチレンを含むがこれらに限らない。

本発明において用いられるポリフルオロ・コポリマーは一般的に約５０重量％乃至約９２重量％のフッ化ビニリジン（vinilidinefluoride）および約５０重量％乃至約８重量％のＨＦＰの範囲の重量比率でフッ化ビニリジンおよびヘキサフルオロプロピレンを含有している。好ましくは、本発明おいて用いられるポリフルオロ・コポリマーは約５０重量％乃至約１５重量％のＨＦＰと重合した約５０重量％乃至約８５重量％のフッ化ビニリジンを含有している。さらに好ましくは、上記ポリフルオロ・コポリマーは約４５取するＬ−アスパラギナーゼ等）を含む抗増殖／抗有糸分裂剤、Ｇ（ＧＰ）ＩＩｂ／ＩＩＩａ抑制因子およびビトロネクチン受容体拮抗物質等のような抗血小板剤、ナイトロ乃至約３０重量％のＨＦＰと重合した約５５重量％乃至約７０重量％のフッ化ビニリジンを含有している。さらに好ましくは、上記ポリフルオロ・コポリマーは約４５重量％乃至約３５重量％のＨＦＰと重合した約５５重量％乃至約６５重量％のフッ化ポリビニリジンを含有している。これらのポリフルオロ・コポリマーはジメチルアセトアミド（ＤＭＡｃ）、テトラヒドロフラン、ジメチルホルムアミド、ジメチルスルホキシドおよびｎ−メチル・ピロリドン等のような種々の溶媒中において、種々の度合いで溶ける。さらに、一部のポリフルオロ・コポリマーはメチルエチルケトン（ＭＥＫ）、アセトン、メタノールおよびその他の従来の移植可能な医療装置に種々の被膜を供給する場合に一般的に用いられる溶媒中において可溶性である。

従来のポリフルオロ・ホモポリマーは結晶質であり、このポリマーの溶融温度（Ｔｍ）に一致する比較的に高い温度にその被膜を曝すことなく各種金属の表面に高品質のフィルムを供給することが困難である。このような高い温度は上記装置に対するフィルムの十分な接着性を示すと共に、好ましくはその被覆した医療装置の膨張／収縮時におけるフィルムの割れに耐えるために十分な柔軟性を維持する上記のようなＰＶＤＦホモポリマーの被膜により調製した種々のフィルムを提供するために役立つ。本発明による特定のフィルムおよび被膜は、これらの被膜およびフィルムが曝される最高温度が概ね所定の最高温度よりも低い場合であっても、それぞれの同一の物理的および機械的な諸特性、あるいは、実質的に同一の諸特性を示す。このことは、上記の被膜／フィルムが、例えば、化学的または物理的な劣化あるいはその他の熱により誘発する各種の悪影響等のような、熱の影響を受けやすい薬剤または治療薬または薬物を含む場合、あるいは、例えば、熱により誘発する組成上または構造上の劣化を受けやすい各種医療装置における熱の影響を受けやすい支持体を被覆する場合に特に重要である。

本発明の被膜およびフィルムが供給される特定の装置およびこの装置について必要とされる特定の用途／結果に応じて、これらの装置を調製するために用いられるポリフルオロ・コポリマーは結晶質、半結晶質または非晶質のいずれかにすることができる。

上記装置が高温への曝露に対する制約条件または制限条件を有していない場合には、結晶質のポリフルオロ・コポリマーを使用することができる。このような結晶質のポリフルオロ・コポリマーはそれぞれのガラス転移（Ｔｇ）温度よりも高い温度に曝され場合に、加えられる応力または重力下における流動性の増加に抵抗する傾向を有している。このような結晶質のポリフルオロ・コポリマーはこれらの完全な非晶質の対応物よりも靱性の高い被膜およびフィルムを形成する。加えて、このような結晶質のポリマーは比較的に潤滑性が高く、例えば、ニチノール・ステント等のような自己拡張型のステントを取り付けるために用いられるけん縮および移送の処理において比較的に容易に取り扱える。

一方、半結晶質および非晶質のポリフルオロ・コポリマーは高い温度に曝されることが問題である場合、例えば、熱の影響を受けやすい薬剤または治療薬がその被膜またはフィルムに混合されている場合、あるいは、装置の設計、構造および／または用途が上記のような高い温度に曝されることを除外している場合に有利である。例えば、ＶＤＦ等の上記第１の成分と共重合している、例えば、約３０重量％乃至約４５重量％のような比較的に多量の、例えば、ＨＦＰ等のような上記第２の成分を含有している半結晶質のポリフルオロ・コポリマーの各種エラストマーは非晶質のポリフルオロ・コポリマーの各種エラストマーに比して摩擦係数および自己遮断性が低いという利点を有している。このような特徴は上記のようなポリフルオロ・コポリマーにより被覆されている種々の医療装置を加工、包装および配給する場合に相当な有用性を有すると考えられる。加えて、比較的に高い含有率の上記第２の成分を含有している上記のようなポリフルオロ・コポリマーのエラストマーはそのポリマー中における、例えば、ラパマイシン等の特定の薬剤の溶解性を調整し、それゆえ、その基材中または基質中におけるその薬剤の浸透性を調整することに役立つ。

本発明において利用されているポリフルオロ・コポリマーは種々の既知の重合法により調製できる。例えば、アジロルジ（Ajroldi）他，「フルオロエラストマーズ−ディペンデンス・オブ・リラクゼーション・フェノメナ・オン・コンポジションズ（Fluoroelastomers-dependence of relaxation phenomena on compositions）」，ポリマー（POLYMER），３０巻，ｐ．２１８０，１９８９年において開示されているような高圧遊離ラジカル半連続式乳化重合法が種々の非晶質ポリフルオロ・コポリマーを調製するために使用することができ、これらの一部をエラストマーにすることができる。加えて、この文献において開示されている遊離ラジカル・バッチ式乳化重合法は比較的に高い量の第２の成分が含まれている場合においても、半結晶質である種々のポリマーを得るために使用できる。

上述のように、ステントは多様な物質により多様な幾何学的形状に構成できる。また、これらのステントは生体安定性で生体吸収性の材料を含む生体適合性の種々の材料により作成できる。適当な生体適合性の金属はステンレス・スチール、タンタル、種々のチタン合金（ニチノールを含む）、および種々のコバルト合金（コバルト−チタン−ニッケル合金を含む）を含むがこれらに限らない。また、適当な非金属製の生体適合性の材料は種々のポリアミド、ポリオレフィン（すなわち、ポリプロピレン、ポリエチレン等）、非吸収性ポリエステル（すなわち、ポリエチレン・テレフタレート）、生体吸収性の脂肪族ポリエステル（すなわち、乳酸、グリコール酸、ラクチド、グリコリド、パラジオキサノン、トリエチレンカーボネート、ε−カプロラクトンおよびこれらの混合物のホモポリマーおよびコポリマー）を含むがこれらに限らない。

上記フィルム形成用の生体適合性ポリマーの被膜は一般にステントの中を通る血液の流れの局所的な乱流を減少すると共に有害な種々の組織反応を減少するためにステントに供給される。これらの被膜およびこれらにより形成される種々のフィルムもまた一定の薬剤的に活性な物質をステントの配置部位に投与するために使用できる。一般に、ステントに供給されるポリマー被膜の量は、とりわけ、考えられるパラメータの中において、被膜を調製するために使用する特定のポリフルオロ・コポリマー、ステントの設計および被膜における所望の効果に応じて変化する。一般に、被覆されたステントは約０．１重量％乃至１５重量％、好ましくは約０．４重量％乃至約１０重量％の被膜を含む。また、上記のポリフルオロ・コポリマー被膜は、その供給されるポリフルオロ・コポリマーの量に応じて、１回以上の塗布工程において供給できる。さらに、異なるポリフルオロ・コポリマーをステントの被覆中における互いに異なる層に対応して用いることも可能である。実際に、特定の例示的な実施形態において、種々の薬剤的に活性な物質を含有できる後続のポリフルオロ・コポリマーの被膜層の接着を助長するための一定のプライマーとして一定のポリフルオロ・コポリマーを含む希釈した第１の塗布溶液を用いることが極めて有利である。さらに、個々の被膜を互いに異なるポリフルオロ・コポリマーにより調製することも可能である。

加えて、一定の上部被膜を薬剤の放出を遅延するために供給することも可能であり、あるいは、これらの被膜を異なる薬剤的に活性な物質の配給のための基材として使用することも可能である。また、このような被膜の層状化を薬剤の放出を段階的にするために、あるいは、異なる層の中に配置されている異なる薬剤の放出を調整するために用いることもできる。

また、種々のポリフルオロ・コポリマーの混合物を用いて異なる薬剤の放出速度を調整することができ、あるいは、種々の被膜特性、すなわち、弾性、靱性等、および薬物の種々の配給特性、例えば、放出特性の望ましいバランスを形成することができる。さらに、種々の溶剤中において異なる溶解度を有する種々のポリフルオロ・コポリマーを用いて異なる薬物を配給するために、あるいは、一定の薬物の放出特性を調整するために使用可能な異なるポリマー層を構築できる。例えば、８５．５／１４．５（重量／重量）のポリ（フッ化ビニリジン／ＨＦＰ）から成るポリフルオロ・コポリマーと６０．６／３９．４（重量／重量）のポリ（フッ化ビニリジン／ＨＦＰ）から成るポリフルオロ・コポリマーは共にＤＭＡｃ中において溶ける。しかしながら、６０．６／３９．４のＰＶＤＦポリフルオロ・コポリマーだけがメタノール中において溶ける。従って、一定の薬物を含む８５．５／１４．５のＰＶＤＦポリフルオロ・コポリマーの第１の層をメタノール溶媒により作成した６０．６／３９．４のＰＶＤＦポリフルオロ・コポリマーの上部被膜により被覆できる。この上部被膜は上記第１の層に含まれている薬物の配給を遅延するために使用できる。あるいは、この第２の層は連続的な薬物配給を行なうために一定の異なる薬剤を含むこともできる。さらに、第１の種類のポリフルオロ・コポリマー、および別の種類のポリフルオロ・コポリマーの交互の層により異なる薬物の多数個の層を備えることも可能である。なお、当該技術分野における熟練者により容易に認識されるように、多数の層状化方式が所望の薬物配給を行なうために使用できる。

種々の被膜が１種類以上の治療薬と上記被膜の種々ポリフルオロ・コポリマーを一定の被膜混合物に混合することにより配合できる。この治療薬は、液体、微細粉砕した固体または任意の別の適当な物理的形態として存在できる。随意的に、例えば、上記被膜混合物は種々の稀釈剤、キャリヤー、賦形剤、安定化剤等のような、無毒性の補助物質を含む１種類以上の添加物を含有できる。さらに、別の適当な添加物が上記のポリマーおよび薬剤的な活性物質または配合物と共に配合できる。例えば、一定の親水性のポリマーを一定の生体適合性で疎水性の被膜に添加してその放出特性を変更することができ、あるいは、一定の疎水性のポリマーを一定の親水性の被膜に添加することによりその放出特性を変更することも可能である。一例として、ポリエチレン・オキシド、ポリビニル・ピロリドン、ポリエチレン・グリコール、カルボキシルメチル・セルロースおよびヒドロキシメチル・セルロースから成る群から選択される一定の親水性のポリマーを一定のポリフルオロ・コポリマーの被膜に添加してその放出特性を変更することが考えられる。これらの適当な相対量は種々の治療薬についての生体外（in vitro）および／または生体内（in vivo）における放出特性をモニターすることにより決定できる。

上記被膜の供給において最良の条件は上記ポリフルオロ・コポリマーと薬剤が一定の共通の溶剤を有している場合である。これにより、一定の真正の溶液である液状塗料が得られる。また、望ましさの点において劣るが、以前として使用可能な状態として、上記ポリマーの溶媒中における一定の溶液中において一定の固形の分散物として上記薬剤を含有している被膜もある。このような分散の条件下においては、分散している薬剤粉末の粒度または粒径、およびその主粉末の寸法およびその凝集体と集塊物の両方が不規則な被膜表面を生じない程度に、あるいは、被膜の実質的に無い状態に維持することが必要なステントのスロット部分を詰まらせない程度に十分に小さいことを確実にするために注意を払う必要がある。一定の分散物をステントに供給して、その被膜フィルム表面の滑らかさを改善することが必要である場合、または、薬物の全ての粒子が確実に完全にポリマー中に包み込まれるようにすることが必要である場合、あるいは、薬物の放出速度を遅延することが必要である場合に、その薬物の持続した放出を行なうために使用される同一のポリフルオロ・コポリマーまたはその被膜からの薬物の拡散をさらに制限する別のポリフルオロ・コポリマーの透明な（ポリフルオロ・コポリマーだけの）上部被膜または上部被膜を供給することができる。この上部被膜はマンドレルによる浸漬塗布により供給することにより各スロット部分を開口することができる。この方法は米国特許第６，１５３，２５２号明細書において開示されている。さらに、上記上部被膜を供給するための別の方法はスピン塗布法および吹付塗布法を含む。なお、この上部被膜の浸漬塗布は問題を生じる可能性があり、上記薬物がその被膜溶剤中に極めて溶けやすい場合に、この薬剤がポリフルオロ・コポリマーを膨潤させて、透明な被覆溶液が一定のゼロ濃度シンクとして作用して先に付着している薬剤を再び溶かしてしまう。さらに、浸漬槽中における消費時間を薬物がその薬物を含まない槽の中に抽出されないように制限する必要がある。さらに、先に付着している薬物が上記上部被膜の中に完全に拡散しないように乾燥を迅速に行なう必要がある。

上記治療薬の量は使用する特定の薬物および治療を受けている医療状況に応じて決まる。一般的に、この薬物の量は被膜の全重量の約０．００１％乃至約７０％、さらに一般的には被膜の全重量の約０．００１％乃至約６０％である。また、この薬物は被膜の全重量の０．０００１％程度の少ない量であることも有り得る。

薬剤を含む被膜フィルム中に用いられているポリフルオロ・コポリマーの量および種類は所望の放出特性および使用する薬剤の量に応じて変化する。この生成物は所望の放出特性または任意の配合に対する一貫性を示すように異なる分子量を有する同種または異種のポリフルオロ・コポリマーの混合物を含むことができる。

ポリフルオロ・コポリマーは拡散により分散状態の薬剤を放出することができる。この結果、有効量（０．００１μｇ／ｃｍ² −分乃至１０００μｇ／ｃｍ² −分）の薬剤の延長された配給（例えば、約１０００時間乃至２０００時間、好ましくは、２００時間乃至８００時間にわたる）を行なうことができる。この投薬量は治療を受けている患者、病気の重症度、処方医の判断等に合わせることができる。

所望の薬剤放出特性を達成するために、種々の薬剤およびポリフルオロ・コポリマーの個々の配合物を適当な生体外および／または生体内のモデルにおいて試験することができる。例えば、一定の薬物を一定のポリフルオロ・コポリマーまたは種々のポリフルオロ・コポリマーの混合物と配合し、一定のステント上に塗布し、攪拌したまたは循環している一定の流体システム、例えば、２５％エタノール水溶液の中に配置する。さらに、これらの循環している流体におけるサンプルを取り出してその放出特性を決定することができる（例えば、ＨＰＬＣ、ＵＶ分析法または放射線タグ付きの種々の分子の使用等による）。さらに、一定のステント被膜からの一定の内腔の内壁部の中への一定の調合薬の放出は適当な動物体システムにおいてモデル化できる。その後、その薬剤放出特性が、例えば、サンプルを特定の時点で採取して、各サンプルをその薬剤濃度についてアッセイする（ＨＰＬＣを用いて薬剤濃度を検出する）こと等のような、適当な手段によりモニターできる。また、血栓形成はハンソン（Hanson）およびヘーカー（Harker），「プロシーディング・ナショナル・アカデミカル・サイエンス・ユーエスエー（Proc. Natl. Acad. Sci. USA），８５巻，ｐ．３１８４−３１８８，（１９８８年）により記載されている血小板内画像処理法を用いて各種の動物体モデルにおいてモデル化できる。上記の手順またはこれに類似の手順に従うことにより、当該技術分野における熟練者であれば、種々のステント被膜配合物が配合可能になる。

本発明の要件ではないが、上記の被覆およびフィルムは種々の医療装置に供給した後に架橋することができる。この架橋は既知の架橋のメカニズムの内の任意のもの、例えば、化学薬品、熱または光により行なうことができる。加えて、この架橋の開始剤および促進剤も適用可能であり適当であれば使用可能である。薬剤を含有している種々の架橋フィルムを利用している例示的な実施形態において、その硬化処理がその被膜からの薬剤の拡散速度に影響を及ぼす可能性がある。さらに、本発明の種々の架橋したポリフルオロ・コポリマー・フィルムおよび被膜は移植可能な各種の医療装置の表面を改質するために薬剤を伴わずに使用することも可能である。

実施例
実施例１：
ポリ（フッ化ビニリデン／ＨＦＰ）の一定のＰＶＤＦホモポリマー（テキサス州ヒューストンのソルベイ・アドバンスド・ポリマーズ社（Solvay Advanced Polymers）から入手可能なソレフ（Solef）（登録商標）１００８、融点は約１７５℃）およびポリフルオロ・コポリマーである、それぞれＦ¹⁹ＮＭＲにより決定した場合の、９２／８重量％および９１／９重量％のフッ化ビニリデン／ＨＦＰ（それぞれ、例えば、テキサス州ヒューストンのソルベイ・アドバンスド・ポリマーズ社（Solvay Advanced Polymers）から入手可能なソレフ（Solef）（登録商標）１１０１０および１１００８、融点は約１５９℃および１６０℃）を種々のステント用の可能性のある被膜として調べた。上記のポリマーはＤＭＡｃ、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）、Ｎ−メチルピロリドン（ＮＭＰ）、テドラヒドロフラン（ＴＨＦ）およびアセトンを含むがこれらに限らない各種の溶媒中において溶ける。各ポリマー被覆材料を上記の各ポリマーを一定のプライマーとしてアセトン中に５重量％で溶解するか、そのポリマーを一定の上部被膜として５０／５０ＤＭＡｃ／アセトン中に３０重量％で溶解することにより調製した。この場合に、浸漬によりステントに供給して、数時間にわたり空気中において６０℃で乾燥した後に、１００ｍｍＨｇ（１．３３×１０⁴ パスカル）以下の一定の真空中において３時間にわたり６０℃で乾燥した種々の被膜材料は白色の発泡体状のフィルムを生じた。供給時において、これらのフィルムはステントに対する接着性が欠けており、剥がれ落ちて、過度に脆いことが分かった。さらに、上記の様式で被覆したステントを１７５℃を超える温度、すなわち、そのポリマーの融点を超える温度に加熱すると、一定の透明で付着性のフィルムが形成された。それゆえ、高品質のフィルムを達成するためには、種々の被膜は高い温度を、例えば、ポリマーの融点を超える温度を必要とする。上述したように、このような高温の熱処理は大部分の薬剤配合物においてこれらの熱に対する影響の受けやすさにより許容し得ない。

実施例２：
Ｆ¹⁹ＮＭＲで決定した場合に１４．５重量％のＨＦＰと重合している８５．５重量％のフッ化ビニリデンを含有しているおポリフルオロ・コポリマー（ソレフ（Solef）（登録商標）２１５０８）を評価した。このコポリマーは上記実施例１において記載されているポリフルオロ・ホモポリマーおよびコポリマーよりも結晶性が低い。さらに、このコポリマーは約１３３℃であると報告されている低い融点も有している。この場合も同様に、約２０重量％の上記ポリフルオロ・コポリマーを含む一定の被膜を５０／５０のＤＭＡｃ／ＭＥＫ中における一定のポリマー溶液により供給した。数時間にわたり６０℃で（空気中において）乾燥した後に、１００ｍｍＨｇ（１．３３×１０⁴ パスカル）以下の真空中において３時間にわたり６０℃で乾燥することにより透明な付着性のフィルムを得た。この方法は高品質のフィルムを達成するための一定の高温の熱処理の必要性を排除している。このようにして得られた被膜は上記実施例１の被膜よりも滑らかであり且つ付着性が高かった。膨張処理を受けた一部の被覆ステントはフィルムが金属から離れるためにある程度の付着性の低下と「テント状化（tenting）」を示した。必要である場合に、上記の各コポリマーを含有している被膜の改質を、例えば、各種可塑剤等をその被膜配合物に添加する等により行なうことができる。このような被膜により調製される種々のフィルムは、特に、これらの装置が種々のステントの程度まで膨張することに対して影響を受けにくい場合に、それぞれのステントおよびその他の医療装置を被覆するために使用できる。

上記の被覆処理を繰り返し、この場合に、上記８５．５／１４．６（重量／重量）の（フッ化ビニリデン／ＨＦＰ）および被膜の固形物の全重量に基づいて約３０重量％のラパマイシン（ペンシルベニア州フィラデルフィアのウエイス−イヤースト・ラボラトリーズ社（Wyeth-Ayesrt Labratories））を含む一定の被膜を得た。場合により被覆ステントの膨張時に割れまたは剥がれを生じる透明な種々のフィルムが結果として得られた。さらに、種々の可塑剤等を上記の被覆組成物中に含ませることにより、このような割れおよび剥がれが生じにくい種々のステントおよびその他の医療装置において使用するための被膜およびフィルムが得られることが考えられる。

実施例３：
その後、上記よりも高いＨＦＰ含有量のポリフルオロ・コポリマーを試験した。この系列のポリマーは半結晶質ではなく、エラストマーとして市販されている。一例のこのようなコポリマーはフルオレル（Fluorel）（商標）ＦＣ２２６１Ｑ（ミネソタ州オークデールのダイニオン社（Dyneon）、３Ｍ−ホエストエンタープライズの１社（3M-Hoecht Enterprise））、すなわち、フッ化ビニリデン／ＨＦＰの６０．６／３９．４（重量／重量）のコポリマーである。このコポリマーは室温よりも十分に低いＴｇ（ガラス転移点）（このＴｇは約−２０℃）を有しているが、室温または６０℃でも粘着性にならない。このポリマーは示差走査熱量計（ＤＳＣ）または広角Ｘ線回折法により測定した場合に、検出可能な結晶質を持たない。上述したようなステント上に形成されるフィルムは非粘着性で、透明であり、ステントの拡張時に問題を生じることなく膨張する。

上述の被覆処理を繰り返して、被膜固形物の全重量に基づいて、６０．６／３９．４（重量／重量）（フッ化ビニリデン／ＨＦＰ）および約９重量％、３０重量％および５０重量％のラパマイシン（ペンシルベニア州フィラデルフィアのウエイス−イヤースト・ラボラトリーズ社（Wyeth-Ayerst Labratories））を含む被膜を得た。この場合に、約９重量％および３０重量％のラパマイシンを含む各被膜はステント上において問題を生じることなく拡張した白色で付着性の強靱なフィルムを形成した。同様に、５０％の薬剤を混入すると、その結果として、膨張時において付着性がある程度失われた。

ポリフルオロ・コポリマーのコモノマー配合物中の変化もまた、乾燥後において、その固体状態の被膜の性質に影響を及ぼす可能性がある。例えば、８５．５重量％のフッ化ビニリデンを１４．５重量％のＨＦＰと重合させたものを含む半結晶質コポリマー、ソレフ（Solef）（登録商標）２１５０８はＤＭＡｃおよび５０／５０ＤＭＡｃ／ＭＥＫ中に約３０％のラパマイシン（固体の全重量、例えば、薬剤＋コポリマーで割った薬剤の重量）を伴う均質な溶液を形成する。このフィルムを乾燥すると（１６時間にわたり６０℃で処理した後に、３時間にわたり６０℃で１００ｍｍＨｇ（１．３×１０⁴ パスカル）の真空中で処理した）、ポリマー中における一定の薬剤の固溶体を示す一定の透明な被膜が得られる。これとは逆に、６０．６／３９．５（重量／重量）のＰＤＶＦ／ＨＦＰの非晶質コポリマーであるフルオレル（Fluorel）（商標）ＦＣ２２６１ＱはＤＭＡｃ／ＭＥＫ中におけるラパマイシンの一定の同様な３０％溶液を形成し、同様に乾燥すると、その薬物およびポリマーの相分離を示す一定の白色のフィルムが得られる。この第２の薬物を含むフィルムは結晶質のソレフ（Solef）（登録商標）２１５０８の前述の透明なフィルムの場合よりも生体外における２５％エタノール水溶液中に薬物を放出ことが極めて遅い。上記両方のフィルムのＸ線分析により、薬物は一定の非結晶質の形態で存在していることが分かる。高ＨＦＰ含有量のコポリマー中における薬物の不十分なまたは極めて低い溶解度により、薄い被膜フィルムを通る薬物の透過度が低下する。この透過度または透過性は一定のフィルム（コポリマー）の中を通る種々の物質（この場合、薬物）の拡散速度とそのフィルム中の薬剤の溶解度との積である。

実施例４：被膜からのラパマイシンの生体外における放出結果
図３は８５．５／１４．５のフッ化ビニリデン／ＨＦＰのポリフルオロ・コポリマーに関するデータをプロットしたグラフ図であり、上部被膜の無い場合における一定の時間の関数として放出される薬剤のフラクションを示している。また、図４は一定の上部被膜が配置されている同一のポリフルオロ・コポリマーについてのデータをプロットしたグラフ図であり、放出速度に対する最も大きな影響が一定の透明な上部被膜を伴う場合に生じていることを示している。図示のように、ＴＣ１５０は１５０マイクログラムの上部被膜を有する一定の装置を示しており、ＴＣ２３５は２３５マイクログラムの上部被膜を示している。上部被膜を備える前の各ステントは３０％のラパマイシンを含有している平均で７５０マイクログラムの被膜を有していた。さらに、図５は６０．６／３９．４のフッ化ビニリデン／ＨＦＰポリフルオロ・コポリマーについてのデータをプロットしたグラフ図であり、一定の時間の関数としての放出される薬剤のフラクションを示しており、一定の上部被膜を伴わない場合の被膜からの放出速度の有意義な調整を示している。すなわち、この放出は薬剤をフィルム中に装填することにより調整されている。

実施例５：ポリ（ＶＤＦ／ＨＦＰ）からのラパマイシンの生体内ステント放出速度
通常の食事をしている９匹のニュージーランド種の白うさぎ（２．５ｋｇ乃至３．０ｋｇ）に手術の２４時間前、さらに手術の直前に、およびこの調査の残りの部分においてアスピリンを与えた。手術時に、各動物体にアセプロマジン（０．１ｍｇ／ｋｇ乃至０．２ｍｇ／ｋｇ）をあらかじめ投薬し、一定のケタミン／キシラジン混合物（それぞれ４０ｍｇ／ｋｇおよび５ｍｇ／ｋｇ）で麻酔をかけた。さらに、各動物体にヘパリンの１回分の処置間投与量（１５０ＩＵ／ｋｇ、静脈内（i.v.））を与えた。

右総頸動脈の動脈切除を行ない、５フレンチのカテーテル導入装置（コーディス・インコーポレイテッド社（Cordis, Inc.））を血管内に配置して結紮糸により固定した。その後、ヨウ素造影剤を注入して、右総頸動脈、腕頭動脈および大動脈弓を可視化した。操縦可能なガイドワイヤ（０．０１４インチ（０．０３６ｃｍ）／１８０ｃｍ、コーディス・インコーポレイテッド社（Cordis, Inc.））を上記の導入装置を介して挿入し、順次各腸骨動脈内に前進させて、その腸骨動脈が先に行なった血管造影式マッピング法により２ｍｍに最も近い一定の直径を持つ場所まで進行させた。３０％ラパマイシンを含むポリ（ＶＤＦ／ＨＦＰ）：（６０．６／３９．４）により作成した一定のフィルムを被覆した２個のステントを、実行可能な場合の各動物体において、３．０ｍｍバルーンを用いて各腸動脈中に１個ずつ配備し、３０秒間にわたり８気圧乃至１０気圧まで膨張した後に１分間の時間間隔を置いてさらに３０秒間にわたる８気圧乃至１０気圧までの２回目の膨張を行なった。その後、両方の腸骨動脈を可視化する事後点検用の血管造影図を得てステントの正確な配備位置を確認した。

上記の処置の終了時に、総頸動脈を結紮し、その皮膚を１層の中断状態の閉鎖部材を用いて３／０ビクリル縫合糸により閉鎖した。各動物体にブトロパノール（０．４ｍｇ／ｋｇ、（s.c.））およびゲンタマイシン（４ｍｇ／ｋｇ、筋肉内（i.m.））を与えた。回復後、各動物体をそれぞれのケージに戻し、自由に食物および水に接触可能にした。

初期的な死亡および外科的な困難さにより、２匹の動物体はこの分析において用いられなかった。ステント処理した各血管を以下の各時点、すなわち、移植後、１０分において１本の血管（１匹の動物体）、移植後４０分乃至２時間（平均、１．２時間）において６個の血管（３匹の動物体）、移植後３日において２個の血管（２匹の動物体）、および移植後７日において２個の血管（１個の動物体）を残りの７匹の動物体から取り出した。２時間の時点における１匹の動物体においては、そのステントは腸骨動脈ではなく大動脈から回収した。除去時に、各動脈を注意深くステントの基端部および先端部の両方において整形した。その後、各血管を注意深くステントから切断して離し、洗い流して残留している血液を除去し、そのステントと血管の両方をすぐに凍結して、別々に箔で包み、ラベルを貼って−８０℃において凍結状態に維持した。全てのサンプルを集めて、それぞれの血管およびステントを凍結し、輸送した後に、組織中におけるラパマイシンについて分析を行ない、これらの結果が図４に示されている。

実施例６：ポリマーの浄化
上記のフルオレル（Fluorel）（商標）ＦＣ２２６１Ｑコポリマーを約１０重量％でＭＥＫ中に溶解して、１４：１のエタノール／水とＭＥＫ溶液との溶液比率においてエタノール／水の５０／５０混合物中において洗浄した。その後、このポリマーは沈澱し、遠心処理によりこの溶剤相から分離した。さらに、このポリマーを再びＭＥＫ中に溶解して、洗浄処理を繰り返し行なった。その後、このポリマーを各洗浄工程の後に一晩にわたり一定の真空オーブン（２００ミリトール（mtorr）以下）内において６０℃で乾燥した。

実施例７：ブタの冠動脈中における被覆したステントの生体内試験
クロスフレックス（CrossFlex）（登録商標）ステント（コーディス（Cordis）、ジョンソン・アンド・ジョンソン・カンパニー社（Johnson & Johnson Company）の１社から入手可能）を上記の「受け入れられた（as received）」フルオレル（Fluorel）（商標）ＦＣ２２６１ＱＰＶＤＦコポリマーおよび上記実施例６において浄化したポリフルオロ・コポリマーにより、浸漬処理および拭き取り方式を用いて被覆した。その後、これらの被覆したステントをエチレン・オキシドおよび一定の標準的な処理工程により滅菌処理した。さらに、これらの被覆したステントおよび無被覆状態の金属ステント（対照品）をブタの各冠動脈に移植して、これらを２８日間にわたりその状態に維持した。

血管造影を移植時および２８日目に各ブタについて行なった。この血管造影法により、対照の無被覆状態のステントは約２１％の再狭窄を示した。上記の「受け入れられた」ポリフルオロ・コポリマーは約２６％の再狭窄（対照と同等）を示したが、洗浄処理したコポリマーは約１２．５％の再狭窄を示した。

組織学的な結果により、無被覆状態の金属の対照品の浄化しないコポリマーおよび浄化したコポリマーにおいて、２８日目における新内膜領域は２．８９±０．２、３．５７±０．４、２．７５±０．３であることが分かった。

ラパマイシンは周囲の組織に入ることにより作用するので、一定の組織に対して接触するステントの表面のみに固定されていることが好ましい。一般的に、このようなステントの外表面部のみが組織に接触する。従って、一例の例示的な実施形態において、ステントの外表面部のみがラパマイシンにより被覆されている。

循環器系は、通常の条件下において、自己シール型である必要があり、自己シール型でない場合には、外傷部からの継続した血液の損失が生命を脅かすことも考えられる。一般的に、たいていの破局的な出血を除く全ての出血は止血として知られている一定の処理により即時に止まる。この止血は一連の工程を通して行なわれる。流量が多い場合に、止血は血小板凝集とフィブリン形成を伴う種々の状態の組み合わせである。この血小板凝集により、一定の細胞による栓の形成に起因して血液の流れの減少を引き起こすと共に、一連の生物化学的な工程により、フィブリンの凝塊が生じる。

フィブリン凝塊は、上述したように、傷害に応答して形成される。このような血液の凝固または特定領域内における凝固が健康上の危険性をもたらす特定の状況が存在する。例えば、経皮経内腔式の冠動脈血管形成術の実施中において、種々の動脈壁部の内皮細胞が一般的に損傷し、これにより、内皮下細胞が露出する。血小板はこれらの露出した細胞に付着する。凝集している血小板および損傷した組織はさらに別の生化学的な過程を開始し、これにより、血液凝固が生じる。血小板およびフィブリン血餅は種々の重要な領域への血液の正常な流れを妨げる。従って、血液凝固を種々の医療処置において調整する必要がある。血液が凝固しないようにする各種の配合物は抗凝固剤と呼ばれている。本質的に、抗凝固剤は血栓の形成または機能の一定の抑制因子である。これら配合物はヘパリンおよびヒルジン等のような各種の薬剤を含む。本明細書において用いられているように、このヘパリンは血栓または第Ｘａ因子の直接的または間接的な全ての抑制因子を含む。

有効な抗凝固剤であることに加えて、ヘパリンはまた、生体内における平滑筋細胞の増殖を抑制することが立証されている。従って、ヘパリンは脈管の病気の治療においてラパマイシンと共に有効に利用できる可能性がある。本質的に、ラパマイシンとヘパリンの組み合わせは、ヘパリンが一定の抗凝固剤として作用すること加えて、二種類の異なるメカニズムを介して平滑筋細胞の増殖を抑制することができる。

ヘパリンは、その多官能的な化学的性質のために、多くの方法で一定のステントに対して不動化または固定化できる。例えば、ヘパリンは種々の方法により種々の表面上に固定化でき、このような方法として、ガイア（Guire）他に発行されている米国特許第３，９５９，０７８号および同第４，７２２，９０６号およびカハラン（Cahalan）他に発行されている米国特許第５，２２９，１７２号、同第５，３０８，６４１号、同第５，３５０，８００号および同第５，４１５，９３８号において記載されているフォトリンク（photolink）法が含まれる。また、このようなヘパリンを付着した表面はまたディング（Ding）他に発行されている米国特許第５，８３７，３１３号、同第６，０９９，５６２号および同第６，１２０，５３６号において記載されているような、例えば、シリコーン・ゴム等の一定のポリマー基材からの調整された放出により達成されている。

ラパマイシンとは異なり、ヘパリンは血液中の循環タンパク質に対して作用し、このヘパリンが有効であるためには血液に接触することだけを必要とする。従って、例えば、一定のステント等のような一定の医療器具と共に使用する場合に、血液と接触する面においてのみ存在していることが好ましい。例えば、ヘパリンが一定のステントを介して投与される場合に、このヘパリンが有効であるためにはそのステントの内表面部においてのみ存在していればよい。

本発明の例示的な実施形態において、脈管の治療のために一定のステントがラパマイシンおよびヘパリンとの組み合わせにおいて利用可能である。この例示的な実施形態において、ヘパリンは血液と接触するようにそのステントの内表面部に固定化されており、ラパマイシンはその周囲組織に対して接触するようにそのステントの外表面部に固定化されている。図７は図１において示されているステント１００における一定の帯域部分１０２の断面を示している。図示のように、この帯域部分１０２はその内表面部１１０においてヘパリン１０８により被覆されており、その外表面部１１４においてラパマイシン１１２により被覆されている。

別の例示的な実施形態において、上記ステントはその内表面部に固定化されている一定のヘパリンの層およびその外表面部に固定化されているラパマイシンおよびヘパリンを有することができる。現行の塗布技法を利用すると、ヘパリンはラパマイシンの場合よりもこれが固定化される表面に対してさらに強固な結合状態を形成する傾向がある。従って、最初にラパマイシンをステントの外表面部に固定化してから、一定のヘパリンの層をそのラパマイシン層に固定化することが可能であると考えられる。このような実施形態において、ラパマイシンはステントに比較的に確実に固定できると共に、そのポリマー基材からヘパリンを通して周囲の組織の中に比較的に有効に溶け出すことができる。図８は図１において示されているステント１００における一定の帯域部分１０２の断面を示している。図示のように、この帯域部分１０２はその内表面部１１０においてヘパリン１０８により被覆されており、その外表面部１１４においてラパマイシン１１２およびヘパリン１０８により被覆されている。

一定の侵食性の結合による捕捉または共有結合的な連結により、上記ヘパリンの層をラパマイシンの層に固定する多数の方法がある。例えば、ヘパリンをポリマー基材の上部層に導入することができる。また、別の実施形態においては、異なる形態のヘパリンを、例えば図９において示されているように、ポリマー基材の上部層上に直接的に固定化することも可能である。図示のように、疎水性のヘパリン層１１６がラパマイシン層１１２の上部被膜層１１８上に固定化できる。なお、これらのラパマイシンおよびヘパリンの被膜は非相容性の被膜供給技法を代表するものであるので、一定の疎水性の形態のヘパリンが用いられている。さらに、ラパマイシンは一定の有機溶媒を基材とする被膜であり、ヘパリンは、その自然な形態において、一定の水性の被膜である。

上述したように、一定のラパマイシンの被膜は一定の浸漬法、スプレー法またはスピン・コート法および／またはこれら方法の任意の組み合わせにより種々のステントに供給できる。この場合に、種々のポリマーが利用可能である。例えば、上述したように、ポリ（エチレン−コ−ビニル・アセテート）およびポリブチル・メタクリレートの種々の混合物を利用することができる。さらに別のポリマーも利用可能であり、例えば、フッ化ポリビニリデン−コ−ヘキサフルオロプロピレンおよびポリエチルブチルメタクリレート−コ−ヘキシル・メタクリレートが含まれるがこれらに限らない。また、上述したように、バリアまたは上部被膜をポリマー基材からのラパマイシンの溶解の調整のために供給することも可能である。上述した例示的な実施形態において、一定のヘパリンの薄い層がポリマー基材の表面に供給されている。これらポリマー系は疎水性であり、親水性のヘパリンに対して非相容性であるので、適当な表面の改質が必要になる場合がある。

上記高分子基材の表面へのヘパリンの供給は種々の方法により種々の生体適合性の材料を用いて行なうことができる。例えば、一例の実施形態において、水中または種々のアルコールの溶液中において、ラパマイシンを劣化させないように注意しながら（例えば、ｐＨ＜７、低温において）ポリエチレン・イミンを種々のステントに供給した後に、ヘパリン酸ナトリウムを水性または種々のアルコールの溶液において供給する。この表面改質の一定の拡張例として、共有結合性のヘパリンをアミド型の化学薬品（一定のカルボンジイミド活性化剤、例えば、ＥＤＣ）または還元性のアミノ化薬品（結合のためのＣＢＡＳ−ヘパリンおよびシアノ水素化ホウ素ナトリウム）を用いてポリエチレン・イミンに結合させることができる。また、別の例示的な実施形態において、ヘパリンは、光開始剤性の成分により適当にグラフト化されている場合に、その表面において光結合できる。このような改質ヘパリンの配合物を共有結合性に供給すると、光の曝露により、架橋が生じてヘパリンがその被膜表面上に固定化される。さらに別の例示的な実施形態において、ヘパリンは疎水性の第四級アンモニウム塩と共に錯体を形成することにより、その分子が種々の有機溶媒中に（例えば、ヘパリン酸ベンザルコニウム、ヘパリン酸トリドデシルメチルアンモニウム）溶けるようになる。このようなヘパリンの配合物は疎水性のラパマイシン被膜に対して相容性があり、その被膜表面上に直接的に供給可能であるか、上記ラパマイシン／疎水性ポリマーの配合物中に供給可能になる。

ステントが、上述したように、種々の金属、高分子材料およびセラミック材料を含む多数の材料から形成可能であることを述べておくことが重要である。従って、種々の技法が上記の種々の薬物、薬剤、配合物の組み合わせ物をこのステント上に固定化するために利用可能である。特に、上述したポリマー基材に加えて、種々の生体ポリマーを用いることができる。これらの生体ポリマーは一般に天然ポリマーとして分類できるが、上述のポリマーは合成ポリマーとして説明することもできる。利用可能な例示的な生体ポリマーはアガロース、アルギネート、ゼラチン、コラーゲンおよびエラスチンを含む。加えて、上記の薬物、薬剤または配合物は他の経皮的に配給される、例えば、種々の移植片および灌流バルーン等のような種々の医療装置と共に利用することも可能である。

一定の抗増殖剤および抗凝固剤の利用に加えて、種々の抗炎症薬もこれらと組み合わせて利用できる。このような組み合わせの一例として、ラパマイシン、クラドリビン、ビンクリスチン、タクソールまたは一定の酸化窒素ドナー等のような一定の抗増殖剤、およびヘパリン等のような一定の抗凝固剤を伴う、デキサメタゾン等のような一定の抗炎症性のコルチコステロイドの添加が考えられる。このような組み合わせ物による治療方法はさらに良好な治療効果を与えると考えられ、すなわち、何れか一方の薬剤のみにより生じると考えられる効果よりも、増殖の度合いが低下し、炎症、すなわち、増殖に対応する一定の刺激の度合いが低下する。一定の抗増殖剤、抗凝固剤および抗炎症薬を含む一定のステントを損傷した血管に配給することにより、局所的な平滑筋細胞の増殖の度合いが制限され、増殖に対応する一定の刺激すなわち炎症が減少して、凝固作用も低下するので、ステントの再狭窄の制限作用が高められるという付加的な治療上の有益性が得られる。

本発明の別の例示的な実施形態においては、増殖因子抑制因子またはサイトカイン信号変換抑制因子、例えば、ラス（ｒａｓ）抑制因子、Ｒ１１５７７７またはＰ３８キナーゼ抑制因子、ＲＷＪ６７６５７またはチロシン・キナーゼ抑制因子、例えば、チルホスチン（tyrphostin）を一定の抗増殖剤、例えば、タクソール、ビンクリスチンまたはラパマイシンと組み合わせることにより、平滑筋細胞の増殖を種々のメカニズムにより抑制可能にしている。あるいは、一定の抗増殖剤、例えば、タクソール、ビンクリスチンまたはラパマイシンを細胞外基質合成の抑制因子、例えば、ハロフジノンと組み合わすことも可能であると考えられる。上述の場合に、種々のメカニズムにより作用する種々の薬剤が相乗的に作用して平滑筋細胞の増殖および血管肥厚化を減少できると考えられる。本発明はまた２種類以上の上記のような薬剤または薬物の別の組み合わせにも及ぶと考えられている。上述したように、上記の薬剤、作用薬または配合物は全身系的に投与可能であり、薬剤配給カテーテルを介して局所的に配給でき、あるいは、一定のステントの表面からの配給のために配合可能であり、あるいは、全身系的および局所的な治療の組み合わせとして供給できる。

抗増殖剤、抗炎症薬および抗凝固剤に加えて、他の種々の薬物、薬剤または配合物を種々の医療装置と関連して利用することができる。例えば、種々の免疫抑制剤を単独または上記のような別の薬物、薬剤または配合物と組み合わせて利用できる。また、プラスミドのような種々のウイルス性ベクターまたは非ウイルス性遺伝子ベクターにおける種々の修飾遺伝子（組換えＤＮＡを含む核酸）等のような遺伝子治療配給機構もまた一定の医療装置を介して局所的に導入できる。加えて、本発明は、細胞に基づく治療に利用することもできる。

上述の薬物、薬剤、配合物および修飾遺伝子の全てに加えて、通常において治療的または生物学的に活性ではない種々の化学薬剤もまた本発明に関連して利用できる。これらの一般的にプロドラッグ（pro-drug）と呼ばれている化学薬剤は生体に導入されると１種類以上のメカニズムまたは機構により生物学的に活性になる薬剤である。これらメカニズムは一定の生体により供給される種々の化合物の付加または一定の生体により供給される別の物質により生じる種々の物質による化合物の開裂を含む。一般的に、これらのプロドラッグは一定の生体によりさらにその吸収性を高める。加えて、これらの代用物質はまた時間放出の一定の追加的な測定手段を提供することもできる。

上述の種々の被膜および薬物、薬剤または配合物は多数の医療装置、特に、種々のステントまたはステント移植片等のような移植可能な医療装置との組み合わせにおいて利用可能である。さらに、他の装置、例えば、大静脈フィルターおよび吻合装置も種々の薬物、薬剤または配合物を内部に含有している種々の被膜と共に使用可能である。図１および図２に示す例示的なステントは一定のバルーン式拡張可能型ステントである。このようなバルーン式拡張可能型ステントは多数の血管または導管の中において利用可能であり、特に、冠動脈内での使用に好適である。一方、自己拡張型ステントは、特に、例えば、一定の頸動脈内において挫滅の回復が重要な要因である種々の血管内における使用に好適である。従って、種々の薬物、薬剤または配合物のうち任意のものおよび上述の種々の被膜が当該技術分野において既知の自己拡張型ステントとの組み合わせにおいて利用可能であることに注目することが重要である。

吻合は種々の生物学的な組織の外科的結合処理であり、特に、管状の種々の器官を結合してこれらの間に一定の相互連絡部分を形成する。血管手術は、多くの場合において、血管同士の間または一定の血管と一定の脈管移植片との間に一定の吻合部分を形成して、主要な各組織に対する一定の血流路を形成または回復する。また、冠動脈バイパス移植術（ＣＡＢＧ）は血液の供給が冠動脈の内の１個以上における閉塞または狭窄により損なわれている虚血性の心筋への血液の流れを回復する一定の外科処置である。このＣＡＢＧ手術を行なう一例の方法は一定の伏在静脈または他の静脈あるいは動脈の導管を一定の体内の別の場所から採取するか、例えば、ダクロン（Dacron）（登録商標）またはゴレテクス（Goretex）（登録商標）等のような一定の人工導管を用いて、この導管を一定のバイパス移植片として、大動脈のような一定の生存可能な動脈から閉塞または細狭化している下流側の冠動脈に接続する処置を含む。この場合に、移植片の基端部および先端部の両方が分離している一定の移植片は「遊離移植片または自由移植片（free graft）」と呼ばれている。さらに、別の方法は比較的に主要でない一定の動脈、例えば、内乳頭間動脈または胃大網動脈をその自然な位置から経路変更することにより、この動脈が一定の遮断部分の下流側における冠状動脈に接続できるようにする。この移植片血管の基端部はその自然な位置に取り付けられた状態に維持されている。この種の移植片は「茎状移植片（pedicled graft）」として知られている。上記第１の場合において、上記バイパス移植片は当該移植片の基端部および先端部の両方における端部から側部に到る吻合術によって自然な各動脈に取り付けられる必要がある。また、上記第２の方法においては、少なくとも１回の端部から側部に到る吻合術をバイパスに用いる動脈の先端部において行なう必要がある。以下における例示的な実施形態の説明において、近位側吻合および遠位側吻合として一定の遊離移植片に対する吻合について述べられている。近位側吻合術は、一定の血液供給源、例えば、大動脈に連結した移植管の端部における吻合術であり、遠位側吻合術は、大動脈を通って流れる血液の行き先、例えば、一定の冠状動脈に連結した移植管の端部における吻合術である。これらの吻合術はまた第１の吻合術または第２の吻合術と呼ばれる場合もあり、このことは吻合術が一定の移植片の基端部または近位側端部または先端部または遠位側端部のいずれであるかにかかわらずこれらの吻合術が行なわれる順序を示している。

現時点において、本質的に全ての血管吻合術は従来の手による縫合により行われている。このような吻合部の縫合は時間がかかり且つ困難な作業であり、外科医の側における高い技術および経験を必要とする。各吻合部は血液のための滑らかで開いた流路をもたらすと共にその結合部分が完全に漏れの無いことが重要である。このような完全に漏れの無いシールは最大の努力を払っても常に達成されるとは限らない。その結果、吻合部を再縫合して検出された漏れを閉じる必要の生じる場合が多い。

上記のような手作業により縫合する吻合は時間がかかることは幾つかの理由によりＣＡＢＧ手術において特別な問題を有する。第１に、患者は外科処置の大部分において心肺バイパス（ＣＰＢ）により支援されていることが必要であり、その心臓は全身系の循環から分離（すなわち、「クロスクランプ処理（crossclamped）」）しなければならず、その心臓を、一般的に低温心停止溶液の注入により、停止させてその心臓における吻合部位が吻合部の縫合中に静止して血液の無い状態になるようにしなければならない。これらのような心肺バイパス、循環分離および心停止は本来的に極めて傷害性が高く、特定の術後合併症の頻度が心臓停止状態の持続時間（「クロスクランプ時間（crossclamp time）」と呼ばれる場合が多い）とにより直接的に変化することが判明している。第２に、心臓手術室の使用時間の費用が高いのでその手術が長引くとそのバイパス手術の病院および患者に対する費用が相当に増大する可能性がある。従って、上記のようなクロスクランプ時間および手術全体の持続時間を吻合部の品質または作用効果を低下することなくその吻合処置を速めることにより短縮することが望ましい。

従来の手動式の縫合による吻合において必要とされる既に高度である操作の熟練は非開胸心式またはポートアクセス式の胸腔鏡下バイパス手術、すなわち、標準の開胸心式のＣＡＢＧ処置と比較した場合に、ＣＡＢＧ手術の罹病率を減少するよう設計さている新しく開発された外科処置においてさらに高められている。このような非開胸心式処置において、心臓への外科的接近は一定の患者の胸部における肋間隙内に作成した狭い接近ポートを介して行われ、この処置は胸腔鏡による観察下において行われる。患者の胸部は開かれないので、吻合部の縫合は組織に接近して、吻合を行なうために使用する針および縫合糸を保持して操作するための接近ポートを介して位置決めされた細長い器具を用いて、一定の距離において行なう必要がある。このことは開胸心式ＣＡＢＧ術中に吻合部位を縫合するための既に知られている困難な処置よりもさらに優れた操作の熟練が必要になる。

開胸心式ＣＡＢＧ手術または非開胸心式ＣＡＢＧ手術の実施中においてその血管吻合部を形成することにおける困難さを軽減するために、一定のバイパス移植片または動脈とその心臓の大動脈または自然な種々の血管との間の信頼性の高い端部から側部に到る吻合を行なうための一定の迅速な手段を提供することが望ましいと考えられる。このような吻合処置を速めて改善する第１の方法はステープル処理技法を用いることであった。このステープル処理技法は組織の取り付けを比較的に迅速に且つ高い信頼度で行なうために多くの異なる手術領域において有効に用いられている。このようなステープル処理技法における最大の進歩は胃腸手術の領域においてであった。種々の外科的ステープル処理器具が中空または管状の種々の器官、例えば、腸の端部から端部、側部から側部、および端部から側部に到る種々の吻合において開発されている。不都合にも、これらの器具は種々の血管吻合部を形成する用途には容易に適合できない。このことは、特に、これらの器具を種々の血管等のような比較的に細い器官に適応させるために小形化することにおける困難さによる。考えられるさらに重要なことは血液のための一定の滑らかで開口している流路を形成することの必要性である。種々の管状器官の端部から端部または端部から側部に到る吻合のための既知の種々の胃腸ステープル処理器具は一定の逆吻合部を形成するように、すなわち、結合する器官の内腔内に組織が内側に折り込まれるように設計されている。このことは腸管の外側層（漿膜）に近づくことが最も重要である胃腸手術では許容可能である。この組織は一体に生長して強固で永久的な結合部分を形成する組織である。しかしながら、血管手術においては、このような形態は幾つかの理由により許容できない。第１に、上記のような逆にした血管壁部は血液の流れにおける一定の中断部分を生じると考えられる。さらに、このことは減少した流れおよびその中断部分の下流側における虚血部を生じる可能性があり、さらに悪いことに、生じた流れの中断部分または種々の渦が血栓を生じる一定の場所になる可能性があり、これにより、その血栓の部位におけるその血管内に塞栓が分散して閉塞する可能性がある。第２に、腸道管とは異なり、血管の外表面部（外膜）は近接している場合に一体に生長しない。従って、種々の縫合糸、ステープルまたはその他の結合装置が血管吻合部の構造的な完全性を維持するために永久的に必要とされる場合がある。第３に、永久的な非血栓形成性の血管を作るために、最も内側の層（内皮）はその血管の全体における連続した中断されていない内膜に対応して一体に増殖する必要がある。従って、外転して、外側に折り重ねられていて、逆にして裏返しされていない直接的な縁から縁に到る接合部である血管吻合部を形成する一定のステープル処理器具を提供することが好ましい。

少なくとも１個のステープル処理器具がＣＡＢＧ手術中における血管吻合を行なうために供給される。ドクター・バシリ・Ｉ．コレソフ（Dr. Vasilii I. Kolesov）によりＣＡＢＧ手術における使用に初めて適用されていて、後にドクター・エフゲニー・Ｖ．コレソフ（Dr. Evgenii V. Kolesov）（米国特許第４，３５０，１６０号）により改造されている装置を用いて、内乳頭間動脈（ＩＭＡ）または一定の静脈移植片と冠状動脈の内の一つ、主として、左前下降冠状動脈（ＬＡＤ）との間に端部から端部に到る一定の吻合部を形成した。この装置は端部から端部に到る吻合だけを行なうことができるので、上記の冠状動脈を最初に周囲の心筋層から切断および分離して、その露出した端部を取り付けのために外転する必要がある。このような技術は上記の冠状動脈が完全に閉塞しているために、一定の吻合部分を作成するためにその遮断部分の下流側においてその冠状動脈を完全に切断することによる血液の損失が無い場合に対するこの装置の適応性を制約している。この結果、上記装置は上記冠状動脈が部分的にのみ閉塞している場合には適用できず、一定のバイパス移植片と大動脈との間の近位側から端部に到る吻合を行なうことには全く適用できない。

端部から側部に到る血管吻合のための血管ステープル処理装置を提供する一例の試みが、キャスター（Kaster）他に発行されている米国特許第５，２３４，４４７号（発明の名称：「サイド−トゥ−エンド・バスキュラー・アナストモチック・ステープル・アパレイタス（Side-to-end Vascular Anastomotic Staple Apparatus）」において記載されている。このキャスター他は一定のリング形状のステープルを提供しており、そのステープル脚部は２本の血管を一定の端部から側部に到る吻合術において一体に結合するようにそのリングの近位側および遠位側の各端部から延出している。しかしながら、上記キャスター他は吻合を迅速且つ自動的に行なうための一定の完全なシステムを開示していない。このキャスター他により開示されている吻合ステープルを供給する方法は移植片を取り付けた後であってこれを大動脈壁において作成した開口部の中に挿入する前に、手動操作型の工具を用いてそのステープルの遠位側の歯を個別に変形することによる、そのステープルにおける多量の手動操作を含む。このキャスター他によるステープルを供給することにおける比較的に困難な操作の内の一つは移植管をステープルの各脚部の尖った端部の上に注意深く外転する処理、および、その後に、各ステープルの脚部により血管の平坦化された縁部を穿刺する処理を含む。この技術を応用する実験的な試みにより、この方法が移植管の操作における困難さおよび移植管壁部への損傷の恐れと言う理由により極めて不都合であることが立証されている。速さ、信頼性および利便性のために、吻合を行ないながら複雑な操作を行なう必要性を回避することが好ましい。さらに別の屈曲作業をステープルの各脚部に対して行なう必要がある。上記ステープルの遠位側の歯部がいったん変形すると、このステープルを大動脈切除のための開口部を通して挿入することが困難になる場合がある。上記キャスター他による装置の別の不都合点は移植管の壁がステープル上で平坦になっている場所においてそのステープルの遠位側の歯部が移植管の壁部を穿刺するということである。このような移植管の壁部の穿刺により、吻合部の漏れが潜在的に誘発されて、移植管壁部の構造的完全性が損なわれる可能性があり、このことが一定の切開または断裂の場所として作用して、破滅的な破損が生じることも考えられる。上記キャスター他によるステープルの各脚部は選択された位置においてその吻合部に圧力を供給するだけであるので、そのステープル脚部の間において潜在的な漏れの可能性がある。さらに、このステープルの遠位側の歯部は血栓症の可能性を回避することが最も重要である吻合部位において血液の流路に曝される。さらに、ステープルが移植管の壁部を穿刺している一定の移植管の中間層における露出部分が一定の内膜肥厚の開始部位となり、これが上述したような移植片の長期間の開存性を損なうという可能性もある。これら潜在的な欠点のために、移植管への取り付けをその血管壁部に対して可能な限り無傷の状態で行なうこと、および吻合部位または移植管内腔内の平滑で中断されていない内膜層以外の異物あるいは血管層の可能性のある露出をできるだけ無くすことが望ましい。

吻合処置を速めて改善する別の方法は血管を一体に接合するための吻合継手を用いることによる方法である。端部から側部に到る血管吻合のための一定の血管吻合継手装置を提供する一例の試みがキャスター（Kaster）に発行されている米国特許第４，３６６，８１９号（発明の名称：「アナストモチック・フィッテイング（Anastomotic Fitting）」）において記載されている。この装置は一定の四部品型の吻合継手であり、この継手は上部において移植管が平坦化される一定の管状部材、大動脈内腔内から大動脈壁部に係合する一定のリング・フランジ、および大動脈壁部の外部に係合する一定の係止リングを有している。さらに、別の類似の吻合継手がキャスター（Kaster）に発行されている米国特許第４，３６８，７３６号において記載されている。この装置は一定の取付リングにより大動脈壁部に固定される一定のフランジ付きの遠位側端部、および移植管に取り付けるための一定の移植片固定カラーを伴う一定の近位側端部を有する一定の管状継手である。これらの装置は多数の欠点を有している。第１に、上記の吻合継手は吻合装置の異物をその動脈内の血液の流路に露出する。このことは血液流路内の異物が溶血、血小板の堆積および血栓症を引き起こす傾向を有する可能性があるので望ましくない。異物に対する免疫反応、例えば、異物の拒絶または異物の存在により開始される自己免疫反応、はその異物が血液の流れに曝されるとさらに強くなる傾向を有している。従って、血液の流路に曝される吻合継手の内表面部の内のできるだけ多くを標的の血管または移植管からの血管組織により被覆して、平滑で連続した血液相容性のある内皮層をその血液の流れに対して存在させることが好ましい。上記‘８１９号特許におけるキャスター（Kaster）により記載されている吻合継手もまた移植管を吻合継手上に保持するスパイクが血液の流路に極めて近く、潜在的に血管に外傷を引き起こす可能性があり、このことはその吻合部における漏れを生じるか、その血管の機構的完全性を損なう可能性があると考えられる。この結果、移植管に対してできるだけ外傷性の無い一定の吻合継手を提供することが望ましい。また、取付スパイク等のような鋭利な構造的特徴部分は血液の流路および吻合部位からできるだけ離して配置して、吻合部の密封性または血管の構造的完全性が損なわれないようにする必要がある。

端部から端部に到る吻合用の別の装置、すなわち、３Ｍ−ユニリンク（3M-Unilink）装置（米国特許第４，６２４，２５７号、同第４，９１７，０９０号、同第４，９１７，０９１号）が、種々の事故において切断された血管を再結合する等のような、顕微外科手術において使用するように設計されている。この装置は２個の外転リングを有している一定の吻合クランプを備えており、これらのリングはそれぞれの反対側の面部において一連の突き刺し用スパイクにより一体に係止される。しかしながら、この装置は端部から側部に到る吻合に用いる場合に手間がかかり、標的の血管を変形する傾向があるので、現在においてはＣＡＢＧ手術には用いられていない。さらに、血管をこの装置内に挿入するために必要とされる繊細な処理のために、ポート接近式の外科手術には不適当であると考えられる。

上記およびその他の問題を解決するために、種々の血管の間または他の中空器官と血管との間において一定の端部から側部に到る吻合を行なう一定の吻合装置を提供することが望ましい。また、吻合を実施しながら血管に対する外傷を最小限に抑え、これにより、血管内の血液流路に曝される異物の量を最少にして、漏れの問題を回避し、迅速な内皮化および治癒を促進する一定の吻合装置を提供することが望ましい。また、本発明が最小量の手動操作による一定の吻合処理を迅速且つ自動的に行なう一定の完全なシステムを提供することが望ましい。

種々の吻合装置が種々の生物学的組織の接合、特に、一定の流体通路を形成するための種々の管状器官の接合に利用できる。このような管状器官または血管の間の連結は側部から側部、端部から端部および／または端部から側部に到る様式で行なうことができる。一般的に、一定の移植管および一定の標的血管が存在する。この標的血管は一定の動脈、静脈または任意の他の導管または流体搬送用の脈管、例えば、種々の冠状動脈とすることができる。また、移植管は、一定の合成材料、自己血管、同種血管または異種移植片を含むことができる。種々の吻合装置は任意の適当な生体適合性の材料、例えば、金属、ポリマーおよびエラストマーを含むことができる。加えて、形成する連結部分の種類に応じて吻合装置に対応する多様な設計および形態が存在する。ステントと同様に、吻合装置は標的の血管にして一定の傷害を生じ、これにより、その身体から一定の応答を誘発する。従って、ステントの場合と同様に、遮断した種々の接合部分を生じる可能性のある平滑筋細胞の増殖の潜在性が存在している。従って、吻合部位における平滑筋細胞の増殖および炎症を最小限に抑えるか、実質的に無くす必要がある。ラパマイシンおよび／またはその他の薬物、薬剤または配合物を上述のステントと類似している一定の様式で利用できる。換言すれば、吻合装置の少なくとも一部分をラパマイシンまたはその他の薬物、薬剤または配合物により被覆できる。

図１０乃至図１３は端部から側部に到る吻合用の一定の例示的な吻合装置２００を示している。例示的な吻合装置２００は一定の締結フランジ２０２および取り付けた状態の複数のステープル部材２０４を有している。上述したように、この吻合装置は任意の適当な生体適合性の材料により構成できる。好ましくは、この吻合装置２００は一定の変形可能な生体適合性の金属、例えば、一定のステンレス・スチール合金、チタン合金またはコバルト合金を含む。また、上述したように、一定の表面被膜または一定の薬物、薬剤または配合物を含有している表面被膜を用いてこの装置の生体適合性またはその他の材料特性を改善すると共にその装置の体内への配置に対する身体の応答を軽減するか実質的に無くすことができる。

上記の例示的な実施形態において、吻合の完了時に、上記締結フランジ２０２は標的血管の壁部２０８の内表面部２０６上に存在している。溶血、血栓形成または異物反応の危険性を実質的に減少させるために、この締結フランジ２０２の全体的な大きさは標的血管の内腔２１０内の異物の量を減少するために可能な限り小さいことが好ましい。

上記締結フランジ２０２は一定の内径を有する一定のワイヤー・リングの形態をしており、このワイヤー・リングは、完全に拡張すると、移植管壁部２１４および標的血管壁部２０８内に作成される開口部２１６の外径よりもわずかに大きい。初めに、締結フランジ２０２のワイヤー・リングはそのリングの直径を減少するために一定のさざなみ状の形状を有しており、これにより、標的血管壁部２０８の開口部２１６中に容易に嵌入するようになっている。複数のステープル部材２０４が上記ワイヤー・リングから近位側方向に実質的に垂直に延びている。図示の例示的な実施形態においては、９個のステープル部材２０４がワイヤー・リングの締結フランジ２０２に取り付けられている。上記吻合装置２００の別の変形例は一般的に接合する種々の血管の寸法および特定の用途において必要とされる取り付けの確実性に応じて、４個乃至１２個のステープル部材２０４を有する。これらのステープル部材２０４は上記ワイヤー・リングの締結フランジ２０２と一体に形成することができ、あるいは、これらのステープル部材２０４は溶接、ろう付けまたは任意の他の適当な接合方法により締結フランジ２０２に取り付けることもできる。各ステープル部材２０４の近位側端部２１８は標的血管壁部２０８および移植管壁部２１４を容易に穿刺するように鋭利化されている。好ましくは、これらステープル部材２０４の近位側端部２１８は吻合装置２００の配備時にその取り付けの確実さを改善するための突起部２２０を有している。このような吻合装置２００はこの装置を一定の供給装置２２２の遠位側端部に取り付けることにより使用の準備ができる。この締結フランジ２０２は取付器具２２２の細長い軸部２２６の遠位側端部に取り付けられている一定のアンビル２２４に取り付けられる。各ステープル部材２０４はアンビル２２４の近位側において上記器具２２２に取り付けられている一定の円錐形ホルダー２２８に対して内側に押圧される。さらに、各ステープル部材２０４は一定のキャップ２３０により上記の位置に固定され、このキャップ２３０は上記細長い軸部２２６に摺動自在に取り付けられている。このキャップ２３０は遠位側に動いて各ステープル部材２０４の鋭利化された突起付きの近位側端部２１８を覆うと共にこれらを上記円錐形ホルダー２２８に対して当接状態に保持する。その後、取付器具２２２を移植管２１４の内腔２３２の中に挿入する。このことは取付器具２２２を移植管２１４の近位側端部から遠位側端部まで移植管内腔２３２の中を通して挿入することにより行なうことができ、あるいは、取付器具２２２の細長い軸部２２６を上記の遠位側端部から近位側端部まで移植管内腔２３２内の中に後方に押し込むことにより行なうことができ、どちらも場合により最も有利になる。上記吻合装置２００が取り付けられている取付器具２２２の遠位側端部におけるアンビル２２４および円錐形ホルダー２２８を開口部２１６の中を通して標的血管の内腔２１０内に進入させる。

次に、移植管内腔２３２を標的血管壁部２０８の開口部２１６の中心に整合した状態で移植管壁２１４の遠位側端部２３４を外転して標的血管壁部２０８の外表面部２３６に当接させる。その後、キャップ２３０をステープル部材２０４の近位側端部２１８から引き抜いてステープル部材２０４が外側にばね作用により開いてそれぞれの拡張状態の位置に到る。次に、取付器具２２２を近位側方向に引っ張り、各ステープル部材が開口部２１６の周りの標的血管壁部２０８および移植管２１４の外転状態の遠位側端部２３４を穿刺する。

上記取付器具２２２は移植管２１４の外側を囲む一定の環状ステープル形成部材２３８を有している。上記の穿刺工程中に環状ステープル形成部材２３８から外転した移植管壁部に加えられる僅かな圧力が各ステープル部材２０４による移植管壁部２１４に対する穿刺を補助する。この処置のこの時点において環状ステープル形成部材２３８により過度に大きな圧力を供給しないように注意する必要がある。この理由は、各ステープル部材２０４が血管壁部を完全に横切る前に時期尚早に変形する可能性があるからである。望まれる場合に、一定のエラストマー等のような、一定の軟質材料により作成した一定の環状表面を取付器具２２２の上に設けて各ステープル部材２０４が血管壁部を穿刺する際にその血管壁部を支持することができる。

各ステープル部材２０４が標的血管壁部２０８および移植管壁部２１４をいったん完全に横切ると、アンビル２２４により締結フランジ２０２を支持している状態で、上記ステープル形成部材２３８は比較的大きな力で押し下げられる。これにより、各ステープル部材２０４は外側に変形して鋭利化した突起付きの端部２１８が外転した遠位側端部２３４を通して標的血管壁部２０８内に後から穿刺して一定の永続的な取り付け部を形成する。この吻合を完了させるために、アンビル２２４は移植管内腔２３２の中を通して引き抜かれる。このアンビル２２４がワイヤー・リングの締結フランジ２０２の中を通過する時に、その波状の部分を直線状にして、このワイヤー・リングフランジ２０２はその完全な拡張状態の直径を有する。あるいは、このワイヤー・リングの締結フランジ２０２は一定の弾性材料により作成することができ、これにより、このフランジ２０２は一定の標的血管内腔２１０の中に放出されるまで一定の波状または折りたたみ状の位置に圧縮および保持することができ、その後に、このフランジ２０２はその完全に拡張した直径を有することができる。別の代替的な構成は一定の形状記憶合金の吻合装置を動作することであると考えられ、これにより、上記締結フランジは上記標的血管の開口部の中に圧縮および挿入することが可能になり、その後に、このフランジはその吻合装置２００を上記形状記憶合金の転移温度よりも高い一定温度に加熱することによりその完全に拡張した状態の直径に戻ると考えられる。

上述の例示的な実施形態において、ステープル部材２０４および／またはワイヤー・リング締結フランジ２０２は上述の種々の薬物、薬剤または配合物のうち任意のもの、例えば、ラパマイシンにより被覆して平滑筋壁部の増殖を阻止または実質的に減少することができる。

図１４は一定の吻合装置の別の例示的な実施形態を示している。この図１４は本発明の別の例示的な実施形態に従って、少なくとも２個の解剖学的構造を接合する一定の装置の側面図である。この装置３００は第１の端部３０４および第２の端部３０６を有している一定の縫合糸３０２を含み、この縫合糸３０２は以下において説明されている一定の様式で種々の解剖学的構造を通過するように構成されている。この縫合糸３０２は多様な材料、例えば、ポリプロピレンまたはポリアミドを含む、最小の形状記憶性を有する種々のモノフィラメント材料により形成できる。任意の適当な直径の寸法、例えば、８番乃至０番を用いることができる。もちろん、他の縫合糸の種類および寸法も可能であり、これらは本発明において同等に含まれている。

一定の針３０８が好ましくは湾曲しており、この針は縫合糸３０２の第１の端部３０４に備えられている。この針３０８の鋭利な先端部３１０は種々の解剖学的構造の容易な侵入を可能にすると共に、その針３０８および縫合糸３０２がその構造の中を容易に通過することを可能にする。この針３０８は、例えば、スエージ加工による等の種々の方法により縫合糸３０２に取り付けることができ、好ましくは、この針３０８と縫合糸３０２の外径を可能な限り近づけて実質的に一致させることができる。

上記装置３００は縫合糸３０２の第２の端部３０６において配置されている一定の保持装置３１２も有している。この保持装置３１２は図示の例示的な実施形態により第１および第２の各肢部３１４，３１６を有しており、好ましくは、縫合糸３０２よりも高い剛性を有している。この第１の肢部３１４は、例えば、スエージ加工による等の種々の方法で縫合糸３０２に接続可能であり、好ましくは縫合糸３０２と上記保持装置３１２の外径を可能な限り近づけて実質的に一致させることができる。上記保持装置３１２は好ましくは一定の吻合部の外側においてけん縮してそのけん縮状態の位置を保持するために十分に軟質で展性を有している一定の屈曲可能な材料を含む一定のステープル構造を有している。このような材料はチタンまたはステンレス・スチールを含むことができる。この保持装置３１２は、図示の実施形態によれば、一定のステープルと呼ぶこともでき、さらに、上記縫合糸３０２および針３０８は当該ステープル３１２の一定の配給システムと呼ぶこともできる。

図１４は保持装置３１２の多くの考えられる初期的な形態の内の一つを示しており、この保持装置３１２の形態は種々の解剖学的構造の中を初期的に通過する時および／またはその前の一定の時点における形態である。以下において説明されているように、上記保持装置３１２はその初期形態から一定の保持用の形態に移動可能であり、この保持用の形態において、当該保持装置３１２は種々の解剖学的構造を一体に保持する。図示の例示的な実施形態によれば、上記保持装置３１２は、図１９（以下においてさらに説明されている）において示されているように、屈曲時またはけん縮時においてその保持形態を採る。

上記保持装置３１２は好ましくは、図示のように、実質的にＶ字形または実質的にＵ字形であるが、特定の外科的状況および／または外科医の選択に適合するように多様な形状を採ることができる。例えば、上記肢部３１４，３１６の内の一方が直線状であり、他方が湾曲状であってもよく、あるいは、これらの肢部３１４，３１６が同一線状であってもよい。上記保持装置３１２は好ましくは針３０８と同程度に平滑で断面が丸い。さらに、好ましくは、上記針３０８、縫合糸３０２および保持装置３１２の各直径、特に、針３０８および保持装置の各直径は上記ステープル３１２の直径よりも大きな種々の解剖学的構造に穴を形成することを回避するために実質的に同一である。このような穴は出血または漏れを引き起こしやすい。

上記装置３００を用いる一定の方法が図１５乃至図１９において示されている。最初に、図１５において示されているように、針３０８は解剖学的構造３１８，３２０を通過しており、これらの解剖学的構造は、例えば、種々の血管構造である。具体的に言えば、図示の例示的な実施形態によれば、針３０８は各血管構造３１８，３２０の縁部３２２，３２４を通過している。次に、図１６において示されているように、針３０８は縫合糸３０２を両方の構造３１８，３２０に引き入れてこれらに通している。その後、ステープル３１２が、図１７乃至図１９において示されているように、各構造３１８，３２０に対して所望の近さになるまで引きこまれて、このステープルは図示の吻合部および関連の内腔部３２６の両側において係合する。一例の例示的な一実施形態によれば、一定の牽引力が上記ステープル３１２の位置を留めるために上記縫合糸３０２に加えられる。

図１９において示されていると共に既に参照されているように、上記ステープル３１２は、その後において、その初期形態から一定の保持用またはけん縮された形態３２８に移動し、この形態において、上記解剖学的構造３１８，３２０はこれらの間に一定の吻合を行なうように一体に接合する。上記ステープル３１２は、そのけん縮部分３３０が管腔３２１の外部にある状態で、上記吻合部の縁部において実質的に３６０゜の一定のループを形成する。多様な工具および／または機構を用いて、上記ステープル３１２を、例えば、一定の血管クリップの閉鎖様式等において、その保持用の形態にけん縮できる。その後、同一の工具または別の代替的な工具を用いて、例えば、切断等によりステープル３１２を縫合糸３０２から分離できる。

上記のようにして、ステープル３１２は、対向している構造を外部のみから固定する多くの従来のステープルとは異なり、各血管構造の内部および外部から血管構造３１８，３２０を一体に保持する。このことは、上述したような、多くの利点を達成している。一定のステープルのけん縮処理は一定の比較的に良好な接近効果を実現するだけでなく、１個以上の結び目を形成する処理よりも簡単であり、組織に対する外傷性も低くなる傾向がある。また、単一のけん縮部分によるステープルの閉鎖は、例えば、数回の糸通しを必要とする一定の結び目に比した場合に、一定の吻合部分における張力をさらに低下する。本発明の実施形態は、例えば、一定の最少侵襲性の設備における一定の結び目プッシャを伴う結び目の形成処理が特に手間がかかり、すべりを防止するために４回乃至５回の糸通しを必要とする可能性があるので、このような最少侵襲性の外科的状況において特に有利である。本発明の種々の実施形態におけるように、ステープルを一定のポートを通してクリンプ処理することは遙かに簡単でありその困難さを大幅に軽減する。

一例の例示的な実施形態によれば、外科医は好ましくは限られた数のステープルまたはその他の保持装置により種々の血管またはその他の構造に対する正確な接近を達成した後に、生物学的な接着剤またはレーザ技法を用いてその吻合部分を完成することができる。例えば、２個以上の数の保持装置を用いて種々の構造を配向または配列することができ、これらをその吻合部分の完成に誘導するための一定の「案内手段（pilot）」として使用できる。

上述の例示的な実施形態において、保持装置３１２は上述の種々の薬物、薬剤または配合物の内の任意のもの、例えば、ラパマイシンにより被覆して平滑筋細胞の増殖を阻止するか実質的に減少することができる。

上述のように、種々の薬物、薬剤または配合物が種々の医療装置を介して局所的に配給できる。例えば、ラパマイシンおよびヘパリンを再狭窄、炎症、および凝固を減少するために一定のステントにより配給することができる。さらに、これらの薬物、薬剤または配合物を固定化するための種々の技法が上記において述べられているが、これらの薬物、薬剤または配合物を配給中に種々の医療装置において保持して位置決めすることはその処置または治療の成功において重要である。例えば、上記薬物、薬剤または配合物の被膜の除去はその装置の故障を潜在的に引き起こす可能性がある。一定の自己拡張式のステントの場合に、その保持用のシースを後退することにより種々の薬物、薬剤または配合物がそのステントから擦れ落ちる可能性がある。また、一定のバルーン拡張式のステントの場合には、そのバルーンの拡張により、種々の薬物、薬剤または配合物がそのバルーンとの接触または拡張によりそのステントから単純に剥がれ落ちる可能性がある。それゆえ、上記のような潜在的な問題は一定のステント等のような有効な治療用の医療装置を有することにおいて重要である。

上記の問題を実質的に減少するために多数の方法が利用できる。一例の例示的な実施形態において、一定の潤滑剤または離型剤が利用できる。これらの潤滑剤または離型剤は任意の適当な生体適合性で潤滑性の被膜を構成することができる。一定の例示的な潤滑性の被膜はシリコーンを含むことができる。この例示的な実施形態においてシリコーン基材の一定の溶液をバルーン表面の上、高分子基質の上、および／または一定の自己拡張式のステント配給装置のシースの内面の上に導入して自然に空気により硬化させることができる。あるいは、上記シリコーン基材型の被膜を一定の高分子基質の中に組み込むことも可能である。しかしながら、材料が生体適合性であること、また、その材料が種々の薬物、薬剤または配合物の作用／硬化に影響を及ぼさないこと、さらに、その材料が一定の医療装置にそれらの薬物、薬剤または配合物を固定するために利用されている材料に影響を及ぼさないことを基本的な必要条件として、多数の潤滑性の材料が利用可能になることに注目することが重要である。また、上記の方法の１個以上またはそれらの全部が組み合わせにおいて利用可能であることに注目することも重要である。

次に図２０において、原位置において一定のステントを拡張するために利用できる一定のバルーン式カテーテルにおけるバルーンが示されている。図示のように、このバルーン４００は一定の潤滑性の被膜４０２を備えている。この潤滑性の被膜４０２はこの医療装置における被膜とバルーン４００との間の接着を最少にするか実質的に無くすように機能する。上記の例示的な実施形態において、潤滑性の被膜４０２はバルーン４００とヘパリンまたはラパマイシンの被膜との間の接着を最少にするか実質的に無くすと考えられる。この潤滑性の被膜４０２は一定の溶液または懸濁液からの被膜材料の浸漬、噴霧、はけ塗りまたはスピン・コーティング処理の後に必要に応じて硬化するか溶媒を除去する工程を含むがこれに限らない多数の方法でバルーン４００に取り付けおよび維持できる。

例えば、ジエチレングリコール・モノステアレート、水素添加キャスター・オイル、オレイン酸、ステアリン酸、ステアリン酸亜鉛、ステアリン酸カルシウム、エチレンビス（ステアラミド）等のような合成ワックス、パラフィン・ワックス、鯨蝋、カルヌバ（carnuba）ワックス、アルギン酸ナトリウム、アスコルビン酸および小麦粉等のような天然産物、パーフルオロアルカン、パーフルオロ脂肪酸、およびアルコール等のようなフッ素化化合物、例えば、ポリジメチルシロキサン等のようなシリコーン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリフルオロエーテルを含む合成ポリマー、例えば、ポリエチレングリコール・ワックス等のようなポリアルキルグリコール、さらに、タルク、カオリン、雲母、およびシリカ等のような無機材料を含む種々の材料が上記の被膜の調製に使用できる。さらに、上記の潤滑性被膜を調製するために、例えば、パリレン−Ｃ蒸着等の蒸着重合化処理、またはパーフルオロアルケンおよびパーフルオロアルカンのＲＦプラズマ重合化等が使用可能である。

図２１は図１において示されているステント１００における一定の帯域部分１０２の断面図である。この例示的な実施形態において、その潤滑性被膜５００は一定の高分子被膜の外表面部に固定されている。上述したように、種々の薬物、薬剤または配合物を一定の高分子基材の中に組み込むことができる。図２１において示されているステント帯域部分１０２は一定のポリマーおよびラパマイシンを含む基部被膜５０２および一定のポリマーを含む上部被膜５０４または拡散層５０４を有している。上記の潤滑性被膜５００は上記上部被膜を形成するために使用する種々のポリマーを含むか含まなくてもよい一定の溶液または懸濁液による塗布材料の噴霧、はけ塗り、浸漬またはスピン・コート処理の後に必要に応じて硬化処理または溶媒を除去する工程を含むがこれに限らない任意の適当な手段により上部被膜５０２に固定できる。さらに、蒸着重合化およびＲＦプラズマ重合化もまた上記の上部被膜にこれらの蒸着方法に役立つ潤滑性の塗膜材料を固定するために使用できる。また、別の例示的な実施形態において、上記潤滑性の被膜は上記高分子基材の中に直接的に組み込むことができる。

一定の自己拡張型のステントを用いる場合に、上記の潤滑性の被膜を拘束用のシースの内表面部に固定することができる。図２２は一定の配給装置のシース１４の内孔部の中における自己拡張型のステント２００の部分断面図を示している。図示のように、一定の潤滑性の被膜６００がシース１４の内表面部に固定されている。従って、ステント２００の配備時において、潤滑性の被膜６００は好ましくはシース１４と薬物、薬剤または配合物により被覆したステント２００との間の接着を最少にするか実質的に無くす。

代替的な手法において、物理的および／または化学的な架橋方法が種々の薬物、薬剤または配合物を含有している高分子被膜と医療装置の表面との間または種々の薬物、薬剤または配合物を含有している高分子被膜と一定のプライマーとの間の結合強度を改善するために適用できる。あるいは、浸漬、噴霧またはスピン・コート処理等のような従来的な塗布方法、あるいは、ＲＦプラズマ重合化のいずれかにより供給できる別のプライマーもまた上記の結合強度を高めるために使用できる。例えば、図２３において示されているように、気相重合したパリレン−Ｃ等のような一定のプライマー層７００を一定の装置の表面上に最初に蒸着した後に、第２の層７０２を配置することにより上記の結合強度を高めることができ、この第２の層７０２は、例えば、ポリエチレン−コ−ビニル・アセテートまたはポリブチル・メタクリレート等のような薬物含有の基材７０４を作成している１種類以上のポリマーに化学組成が類似しているが、多数の架橋部分を含むように修飾されている。その後、この第２の層７０２を紫外光に曝露してから上記プライマーに架橋する。なお、当該技術を熟知している者であれば、一定の活性剤の有無にかかわらず加熱により活性化される種々の架橋剤を用いて類似の結果が達成可能であることが認識できることに注目する必要がある。その後、上記の薬物含有基材７０４が上記第２の層７０２を部分的にまたは完全に膨潤させる一定の溶媒を用いて当該第２の層７０２の上に層として形成される。このことは種々のポリマー鎖の上記基材から第２の層７０２の中への混入を促進し、逆に、第２の層７０２から薬物含有基材７０４内への混入を促進する。その後、上記被覆層から溶媒を除去すると、上記ポリマー鎖の内部浸透性のまたは相互係合性の網状構造が上記の層の間に形成されて、これらの間の接着強度が高まる。さらに、一定の上部被膜７０６が上述したように用いられている。

関連の困難さがステント等のような種々の医療装置において生じている。薬物を被覆したステントのけん縮状態において、一部の支柱部は互いに接触し、ステントが拡張している時に、その動作により種々の薬物、薬剤または配合物を含有している上記の高分子被膜が付着して伸びる。この動作はその被膜を特定の領域内においてステントから潜在的に分離可能にする。この被膜の自己接着の主なメカニズムは種々の機械的な力によると考えられる。上記ポリマーがそれ自体と接触すると、そのポリマー鎖が絡み合ってベルクロ（Velcro）（登録商標）に類似している機械的な結合を生じる。また、例えば、種々のフルオロポリマー等のような特定のポリマーは互いに結合しない。しかしながら、他のポリマーの場合には、粉末が利用できる。換言すれば、一定の粉末が上記の機械的な結合力を低下するために上記医療装置の表面部分における種々の薬物、薬剤またはその他の配合物を含有している１種類以上のポリマーに供給できる。上記の薬物、薬剤および配合物に対して干渉しない任意の適当な生体適合性の材料、あるいは、上記医療装置の上に種々の薬物、薬剤または配合物を固定化するために利用できる種々の材料が使用可能である。例えば、一定の水溶性の粉末によるダスティング処理（dusting）は上記被膜の表面における粘着性を減少することができ、このことは上記ポリマーがそれ自体で付着することを防ぐので剥がれの可能性が減少できる。さらに、上記の粉末は塞栓の危険性を生じないように水溶性にする必要がある。また、この粉末はビタミンＣ等のような一定の酸化防止剤を含むことができ、アスピリンまたはヘパリン等のような一定の抗凝固剤を含むことができる。一定の酸化防止剤を利用する利点は比較的に長い時間の期間において他の薬物、薬剤または配合物を保存できるという事実にあると考えられる。

種々の結晶質のポリマーが一般に付着性または粘着性を持たないことに注目することが重要である。従って、結晶質のポリマーが非晶質のポリマーの代わりに用いられる場合に、付加的な材料が不要になる可能性がある。また、種々の薬物、薬剤および／または配合物を伴わない高分子被膜が上記医療装置の動作特性を改善できることに注目することも重要である。例えば、上記医療装置の機械的特性は種々の薬物、薬剤および／または配合物を伴うか伴わない一定の高分子被膜により改善できる。また、一定の被覆されたステントは改善された柔軟性および向上した耐久性を有することができる。加えて、上記の高分子被膜は上記医療装置を構成している異なる金属材料の間の電蝕を実質的に減少するか無くすことができる。さらに、同じことが種々の吻合装置について言える。

上記の医療装置はいずれも当該装置自体のすぐ近くではない種々の薬物、薬剤および／または配合物の局所的配給において利用できる。さらに、全身系的な薬物配給に伴う潜在的な合併症を避けるために、本発明の医療装置は当該医療装置の近くの領域に種々の治療用の薬剤を配給するために利用できる。例えば、一定のラパマイシン被覆したステントは当該ステントの周囲の組織ならびに当該ステントの上流側および下流側の領域にそのラパマイシンを配給することができる。このような組織における浸透性の程度は薬物、薬剤または配合物、薬物の濃度および薬剤の放出速度を含む多数の要因により決まる。さらに、同じことが種々の被覆した吻合装置についても言える。

上記の薬物、薬剤および／または配合物／キャリヤーあるいはビヒクル組成物は多数の方法で配合できる。例えば、これらは製造性、被膜の完全性、滅菌の可能性、薬物の安定性、および薬物の放出速度に影響する種々の賦形剤および／または配合成分を含む付加的な成分または要素を利用して配合できる。本発明の例示的な実施形態において、即時放出性および持続放出性の薬物溶出プロファイルの両方を達成するために種々の賦形剤おまた配合成分が添加できる。このような賦形剤は種々の酸性物質／塩基性物質または緩衝剤成分等のような塩類および／または無機化合物、酸化防止剤、界面活性剤、ポリペプチド、タンパク質、スクロース、グルコースまたはデキストロースを含む炭化水素、ＥＤＴＡ等のようなキレート化剤、グルタチオンまたはその他の種々の賦形剤または薬剤を含むことができる。

上記の医療装置はいずれも種々の薬物、薬剤または配合物を含む被膜、あるいは、これらの薬物、薬剤または配合物を全く含まない被膜により被覆可能であることに注目することが重要である。加えて、上記医療装置の全体を被覆することができ、当該装置の一部分のみを被覆することも可能である。また、この被膜は均一または不均一のいずれにすることもできる。さらに、この被膜は不連続状であってもよい。

上述したように、多数の薬物、薬剤および／または配合物を多数の医療装置を介して局所的に配給できる。例えば、種々のステントおよび吻合装置が上記において説明されているような種々の病状および身体による反応に対処するための種々の薬物、薬剤および／または配合物を含む被膜を組み込むことができる。さらに、治療的投与量の種々の薬物、薬剤および／または配合物により被覆可能であるかその他の方法により組み込むことのできる別の装置は上記において簡単に説明されている種々のステント移植片、および腹大動脈瘤ならびに、例えば、胸大動脈瘤等の別の動脈瘤を治療するための装置を含む種々のステント移植片を利用している装置を含む。

種々のステント移植片は、その名前が示しているように、一定のステントおよび当該ステントに取り付けられている一定の移植材料を備えている。図２４は一定の例示的なステント移植片８００を示している。このステント移植片８００は以下において詳細に説明されているように任意の種類のステントおよび任意の種類の移植材料を備えることができる。図示の例示的な実施形態においてステント８０２は一定の自己拡張型の装置である。一般的な自己拡張型のステントは相互接続している複数の支柱部による一定の拡張可能な格子構造または網状構造を有している。本発明の好ましい実施形態において、上記の格子構造は、例えば、レーザー切断法により一定の一体型の管状の材料から作成されている。

本発明によれば、上記ステントは多様に構成できる。例えば、このステントは反復している種々の幾何学的形状を形成している複数の支柱部またはその類似物により構成できる。当該技術分野における熟練者であれば、一定のステントが特定の特徴を有するように、および／または、特定の機能を実行するように構成および適合することが可能であり、さらに、このような特徴または機能を向上するために別の代替的な設計が使用可能であることが容易に認識できる。

図２４において示されている本発明の例示的な実施形態において、ステント８０２の基材または支柱部は少なくとも２個のフープ８０４の形態に構成することができ、各フープ８０４は約９個のダイアモンド形状の部分を含む一定のダイアモンド形状に形成されている多数の支柱部８０６を有している。さらに、このステント８０２は互いに隣接しているフープを接続するための一定のジグザグ形状のリング８０８を含むことができる。このジグザグ形状のリング８０８は多数の交互に配置されている支柱部８１０により形成することができ、この場合に各リングは５４個の支柱部を有している。

ステント８０２の内表面部または外表面部は一定の移植材料により被覆可能であり、当該移植材料を支持できる。このような移植材料８１２は当該技術分野における熟練者において既知の多数の材料により作成可能であり、織り状またはその他の構成のポリエステル、ダクロン（Dacron）（登録商標）、テフロン（登録商標）（Teflon）、ポリウレタン、多孔質ポリウレタン、シリコーン、ポリエチレン・テレフタレート、発泡ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）および種々の材料の混合物を含む。

上記移植材料８１２は好ましくは所定の機械的特性を達成するように多様に構成することができる。例えば、この移植材料は単一または多数の織り目および／またはプリーツ状のパタンを含むことができ、あるいは、プリーツを有していてもいなくてもよい。例えば、この移植材料は平織り、サテン織りに構成でき、種々の長手方向のプリーツ、中断されているプリーツ、環状または螺旋状のプリーツ、半径方向に配向されているプリーツ、またはこれらの組み合わせに構成できる。あるいは、この移植材料を編み状または編み組み状にすることもできる。移植材料がプリーツ付きである本発明の実施形態において、これらのプリーツは連続状または不連続状のいずれでもよい。さらに、各プリーツを長手方向、外周方向、またはこれらの組み合わせの方向に配向できる。

図２４において示されているように、上記移植材料８１２はステント移植片８００の長手軸に対して概ね平行にその表面に沿って延在している複数の長手方向のプリーツ８１４を有することができる。これらのプリーツ８１４はステント移植片８００が、一定の患者の体内に配給される場合等に考えられるように、その中心の回りにつぶれることを可能にしている。このことは比較的に小さな外形の配給システムを提供し、このシステムからの一定の制御されて一貫している配備様式を提供する。さらに、このような形態はしわおよびその他の幾何学的な不規則性を最小限に留めると考えられる。その後に行われる拡張の際に、上記ステント移植片８００はその自然な円筒形の形状を採り、各プリーツ８１４は均一に且つ対称形に開く。

加えて、上記プリーツ８１４はステント移植片の製造を容易にすることに役立っており、これらは上記長手軸に平行な方向を示して、これらの線に沿うステントの移植片に対する取り付けを可能にすることにより、取り付け後におけるそのステントに対する移植片の偶発的な捩れを可能にしている。ステント移植片８００をその配給システムから押し出すために必要とされる力も減少でき、移植片のプリーツ状のエッジ部分だけが配給システムの内表面部に対して摩擦を伴って接触する。これらのプリーツ８１４のさらに別の利点は血液がこれらプリーツ８１４の各溝内で概ね均一に凝固して、移植片の表面上における非対称的な大形の凝固物の形成を抑制して、塞栓の危険性を減少することである。

図２４において示されているように、移植材料８１２は１個以上の、好ましくは複数の半径方向に配向されているプリーツ中断部部分８１６も含むことができる。これらのプリーツ中断部分８１６は一般的に実質的に円形であり、長手軸に対して垂直に配向されている。また、これらのプリーツ中断部分８１６は移植片およびステントが種々の選択的な位置において比較的に良好に屈曲することを可能にしている。このような設計により、良好なけん縮性および改善された耐捩れ性を有する一定の移植材料が得られる。

上記の移植材料は編み状または織り状にすることができ、縦編み状または横編み状にすることも可能である。各材料を縦編み状にする場合に、この材料はベロア状またはタオル状の表面を備えることができ、このことは血液凝固物の形成を速めると考えられ、これにより、周囲の細胞構造中への一定のステント移植片またはステント移植片の部品の一体化が促進できる。

一定の移植材料は、ポリウレタン接着剤等のような接着剤、フッ化ポリビニリデン、ポリプロピレン、ダクロン（Dacron）（登録商標）または任意の他の適当な材料による複数の従来式の縫合糸、超音波溶接、機械的締り嵌め、および種々のステープルを含む当該技術分野における熟練者において知られている多くの構造または方法により一定のステントまたはその他の移植材料に取り付けることができる。

上記ステント８０２および／または移植材料８１２は上述の種々の薬物、薬剤および／または配合物の内の任意のものにより被覆できる。一例の例示的な実施形態において、ラパマイシンが上記の種々の材料および方法の内の任意のものを利用して移植片材料８１２の少なくとも一部分に固定できる。また、別の例示的な実施形態においては、ラパマイシンを移植材料８１２の少なくとも一部分に固定して、ヘパリンまたはその他の抗血栓性の物質をステント８０２の少なくとも一部分に固定できる。このような構成により、ラパマイシンにより被覆した移植材料８１２を平滑筋細胞の過剰増殖を最小限にするか実質的に無くすために利用でき、ヘパリンにより被覆したステントは血栓の可能性を実質的に減少できる。

使用する特定のポリマーはこのポリマーを固定する特定の材料により決まる。加えて、特定の薬物、薬剤および／または配合物もまたこのポリマーの選択に影響を及ぼす場合がある。上述したように、上記のポリマーおよび方法を利用することによりラパマイシンを移植材料８１２の少なくとも一部分に固定できる。また、別の代替的で例示的な実施形態においては、ラパマイシンまたは任意の他の薬物、薬剤および／または配合物が多くの公知の方法を利用することにより移植材料８１２中に直接的に含浸できる。

さらに別の代替的で例示的な実施形態において、上記ステント移植片は上記移植材料を間に挟んだ状態の２個のステントにより形成可能である。図２５は一定の内側ステント９０２、一定の外側ステント９０４およびこれらの間に挟まれている移植材料９０６により形成されている一定のステント移植片９００の簡単な図である。これらのステント９０２，９０４および移植材料９０６は上述した材料と同一の材料により形成できる。上述したように、内側ステント９０２はヘパリン等のような一定の抗血栓剤または抗凝固剤により被覆することができ、外側ステント９０４はラパマイシン等のような一定の抗増殖剤により被覆できる。あるいは、移植材料９０６は上述した種々の薬物、薬剤および／または配合物およびこれらの組み合わせ物の内の任意のものにより被覆でき、あるいは、これら３種類の要素の全てを同一または異なる薬物、薬剤および／または配合物により被覆することも可能である。

さらに別の代替的で例示的な実施形態において、上記ステント移植片の設計は一定の移植カフス部を含むように変形できる。図２６において示されているように、移植材料９０６は外側ステント９０４の周囲に折り返されてカフス部９０８を形成することができる。この例示的な実施形態においては、カフス部９０８にラパマイシンおよびヘパリンを含む種々の薬物、薬剤および／または配合物を充填できる。さらに、上記の方法および材料を利用するか、その他の手段により、種々の薬物、薬剤および／または配合物をカフス部９０８に固定できる。例えば、種々の薬物、薬剤および／または配合物をカフス部９０８の中に捕捉して、移植材料９０６がこれらの薬物、薬剤および／または配合物を溶出する拡散バリアとして作用することができる。選択された特定の材料およびその物理的特性は上記溶出の速度を決定すると考えられる。あるいは、上記カフス部９０８を形成している移植材料９０６を１種類以上のポリマーにより被覆して上述したようにその溶出速度を調整することも可能である。

種々のステント移植片は種々の動脈瘤の治療のために利用できる。動脈瘤は、通常において全身系的なコラーゲン合成また構造的な欠陥により生じる、一定の動脈壁部における１個以上の層の異常な拡張である。腹大動脈瘤は、通常において２個の腸骨動脈の一方または両方の中またはその近くにおいて、あるいは、各腎動脈の近くにおいて存在する、大動脈の腹部における一定の動脈瘤である。この動脈瘤は、例えば、各腎臓の下方における病気の大動脈の腎下部内に生じる場合が多い。また、胸大動脈瘤は大動脈の胸部内における一定の動脈瘤である。これらは治療しないままに放置すると、その動脈瘤が破裂して、通常において迅速で致命的な出血を生じる。

種々の動脈瘤はこれらの位置および一群の動脈瘤の数により分類または類別できる。一般的に、腹大動脈瘤は５種類の型に分類できる。Ｉ型の動脈瘤は各腎動脈と各腸骨動脈との間に存在する単一の拡張部分である。一般的に、Ｉ型の動脈瘤においては、その大動脈は各腎動脈とその動脈瘤との間およびその動脈瘤と各腸骨動脈との間において健康である。

ＩＩＡ型の動脈瘤は各腎動脈と各腸骨動脈との間に存在する単一の拡張部分である。このＩＩＡ型の動脈瘤においては、その大動脈は各腎動脈とその動脈瘤との間において健康であるが、その動脈瘤と各腸骨動脈との間において健康ではない。換言すれば、この拡張部分は大動脈の分枝部分にまで延在している。また、ＩＩＢ型の動脈瘤は３個の拡張部分を含む。これらの内の１個の拡張部分は各腎動脈と各腸骨動脈との間に存在している。上記ＩＩＡ型の動脈瘤と同様に、大動脈はその動脈瘤と各腎動脈との間において健康であるが、その動脈瘤と各腸骨動脈との間において健康ではない。他の２個の拡張部分は大動脈の分枝部分と各外腸骨と各内腸骨との間の各分枝部分との間における各腸骨動脈の中に存在している。この場合に、これらの腸骨動脈はその腸骨分枝部分と動脈瘤との間におい健康である。ＩＩＣ型の動脈瘤もまた３個の拡張部分を含む。しかしながら、このＩＩＣ型の動脈瘤においては、各腸骨動脈内の拡張部分はその腸骨分枝部分にまで延在している。

さらに、ＩＩＩ型の動脈瘤は各腎動脈と各腸骨動脈との間において存在する単一の拡張部分である。このＩＩＩ型の動脈瘤においては、その大動脈は各腎動脈とその動脈瘤との間において健康ではない。換言すれば、この拡張部分は各腎動脈にまで延在している。

破裂した腹大動脈瘤は現在において米国において１３番目の死因である。腹大動脈瘤の慣例的な管理は外科バイパス術であり、その関連の部分または拡張した部分の中への一定の移植片の配置を伴う。経腹膜的または腹膜後的な方式における一定の合成移植片による切除が標準的な治療法であったが、この方法は相当な危険性を伴う。例えば、合併症として、手術時の心筋虚血、腎不全、勃起不能、腸虚血、感染、下肢虚血、麻痺を伴う脊髄損傷、大動脈−内臓瘻および死が含まれる。腹部大動脈瘤の外科的治療は無症候性患者において５％、症候性患者において１６％乃至１９％という全体的な死亡率を伴い、破裂した腹大動脈瘤を伴う患者においては５０％程度という高い死亡率である。

従来の外科手術に伴う不都合点は、その死亡率の高さに加えて、大きな手術による切開部分および腹腔の開口部に伴う一定の延長された回復期間、大動脈に対する移植片の縫合における困難さ、移植片を支持して補強する既存の血栓部分の喪失、腹大動脈瘤を有する多くの患者における手術の不適当さ、および動脈の破裂後の一定の緊急状態における手術の実施に伴う種々の問題を含む。さらに、一般的な回復期間は病院内において１週間乃至２週間であり、さらに、合併症がその後に生じた場合には、２ヶ月乃至３ヶ月あるいはそれ以上の家庭における回復期間になる。腹大動脈瘤の有する多くの患者はこれら患者の多くが高齢であるという事実に加えて、別の慢性の病気、例えば、心臓病、肺病、肝臓病および／または腎臓病を有しているので、手術の理想的な候補者とは言えない。

動脈瘤の発生は腹部領域には限定されない。腹大動脈は一般に最もよく知られているが、大動脈における別の領域内またはその分枝部分の一つにおける種々の動脈瘤も有り得る。例えば、動脈瘤は胸大動脈の中に生じる場合がある。腹大動脈瘤の場合と同様に、胸大動脈内の一定の動脈瘤を治療に対して広く受け入れられている方法は一定のプロテーゼ装置によるその動脈瘤部分の置換を含む手術による修復である。このような手術は、上述したように、高い危険性および相当な死亡率および罹病率を伴う大がかりな仕事である。

過去５年間にわたり、種々の動脈瘤、特に、種々の腹大動脈の治療のために低侵襲性の経皮的な、例えば、カテーテルに関連する技法の開発に関心が向けられた多大な研究が行なわれている。この技法は種々の血管ステントの開発により容易化されており、これらの血管ステントは一定のステント移植片または体内移植片を形成するための標準的な薄壁型の移植材料と共に使用可能であり、このような移植材料と共に用いられている。低侵襲性の治療の潜在的な利点は手術による罹病率および死亡率が減少すると共に病院および集中治療室に滞在している期間が短くなることを含む。

ステント移植片または体内プロテーゼは現在においてＦＤＡにより認可されており、市販されている。この配給方法は一般的に総大腿動脈または上腕動脈等のような一定の遠隔の動脈の外科的切開部分を介して得られる血管接近部分を通して行なわれる血管造影技法を含む。適当な寸法の導入装置を一定のガイドワイヤ上に配置する。その後、カテーテルおよびガイドワイヤを動脈瘤の中に通して、適当な寸法の導入装置が一定のステント移植片に収容されている状態で、そのステント移植片をガイドワイヤに沿って適当な位置まで前進させる。このステント移植片装置の一般的な配備は当該ステント移植片の位置を一定の内側安定化装置により維持した状態で一定の外側シースを後退させる必要がある。大抵のステント移植片は自己拡張型であるが、さらに別の血管形成方法、例えば、バルーン式血管形成術もステント移植片の位置を固定するために必要とされる場合がある。このようなステント移植片の配置の後に、標準的な血管造影図を得ることができる。

一般的に２０フレンチ（３フレンチ（Ｆ）＝１ｍｍ）である上記の装置の大きな直径により、動脈切開部分の閉鎖は外科手術による修復を必要とする。さらに、一部の方法は動脈瘤を適正に治療するため、または、両方の下肢に対する流れを維持するために、下腹動脈塞栓形成、血管結紮または外科的バイパス術等のようなさらに別の外科技法を必要とする場合がある。これと同様に、一部の方法は動脈瘤を有効に排除すると共にその漏れを効率的に管理するために、血管形成術、ステント配備、および塞栓形成等のようなさらに別の高度なカテーテルによる技法を必要とする。

上記の体内プロテーゼは従来の外科技法に優る一定の有意義な改善を示しているが、変化する生物学的な諸条件に対応してこれらの体内プロテーゼ、その使用方法および適用性を改善する必要性がある。従って、腹大動脈瘤および胸大動脈瘤を含む種々の動脈瘤を治療するための安全で効果的な別の手段を提供するために、現在において知られている種々の体内プロテーゼおよびこれらの配給システムに伴う多数の問題を解決する必要がある。これらの体内プロテーゼの使用における一例の問題は体内漏れの防止および脈管における通常の流体力学による破裂である。いずれの技法を採用している装置も必要に応じて位置決めおよび再位置決めすることが簡単であることが好ましく、急速な液密シールを形成することも好ましく、さらに、動脈瘤のある血管および分枝している各血管の両方における通常の血流に対して影響することなく移動を阻止するように固定されていることが好ましい。加えて、上記の技法を採用している装置は分枝状の血管、曲がりくねっている血管、急な角度の血管、部分的に病気の血管、石灰化している血管、異形の血管、短い血管および長い血管の中における固定、密封および維持が可能であることが好ましい。このことを達成するためには、上記の体内プロテーゼは短期間および長期間にわたる液密シールおよび固定位置を維持しながら伸長可能であり且つ再構成可能であることが好ましい。

また、体内プロテーゼはカテーテル、ガイドワイヤおよび開放性の外科的介入の必要性を実質的に無くすその他の装置により経皮的に配給できることが好ましい。従って、カテーテル内における体内プロテーゼの直径は重要な一要因である。このことは胸大動脈のような比較的に大きな血管内における動脈瘤の場合に特に言えることである。

上述したように、１個以上のステント移植片を種々の動脈瘤の治療のために利用することができる。これらのステント移植片または体内プロテーゼは多くの材料および形態を含むことができる。図２７は種々の腹大動脈瘤を治療するための例示的なシステムを示している。このシステム１０００は第１のプロテーゼ１００２および２個の第２のプロテーゼ１００４，１００６を有しており、これらプロテーゼは組み合わせの状態で動脈瘤１００８に対してバイパスを形成している。この図示の例示的な実施形態において、システム１０００の近位側部分は動脈瘤１００８の上流側における一定の動脈の部分１０１０内に位置決めすることができ、システム１０００の遠位側部分はこの動脈または各腸骨動脈１０１２，１０１４等のような異なる動脈の下流側部分の中に位置決めできる。

本発明によるシステム内において用いられる一定のプロテーゼは一般的に一定の開口状の近位側端部および一定の開口状の遠位側端部を有する一定の内部空間または内孔部を定めている相互に連結している複数の支柱部による一定の支持体、ステントまたは格子構造を含む。さらに、この格子構造は一定の内表面部および外表面部も定めている。この格子構造の内表面部および／または外表面部、またはこの格子構造の一部分は少なくとも１種類のガスケット材料または移植材料により被覆することができ、あるいは、これを支持することができる。

本発明の好ましい実施形態において、一定のプロテーゼが一定の拡張状態または膨張状態の位置と一定の未拡張状態または収縮状態の位置との間およびこの間の任意の位置において移動可能である。本発明の一部の例示的な実施形態において、完全につぶれた状態から完全に拡張した状態のみに移動する一定のプロテーゼを提供することが望ましい場合がある。また、本発明の別の例示的な実施形態において、一定のプロテーゼを拡張した後に、そのプロテーゼをつぶすか部分的につぶすことが望ましい場合がある。このような能力は外科医がこれらのプロテーゼを適当に位置決めするか再位置決めするために有益的である。本発明によれば、上記プロテーゼは自己拡張型にすることができ、あるいは、一定のバルーンまたはその類似物等のような一定の膨張可能な装置により膨張可能にすることもできる。

図２７に戻り、上記システム１０００は腹大動脈の腎下頸部１０１０内に配備されており、その上流側において、この動脈は第１および第２の各総腸骨動脈１０１２，１０１４に分かれている。図２７は腎下頸部１０１０内に位置決めされている第１のプロテーゼまたはステント・ガスケット１００２および２個の第２のプロテーゼ１００４，１００６を示しており、これら第２のプロテーゼの各近位側端部はステント・ガスケット１００２における一定の近位側部分に係合しており、各遠位側端部は各総腸骨動脈１０１２または１０１４の中にそれぞれ延在している。図示のように、各第２のプロテーゼの本体部分は動脈瘤１００８の場所を通過している一定の導管または流体の流路を形成している。本発明の好ましい実施形態において、上記システム１０００の各部品は動脈瘤が存在している動脈の部分にバイパスを形成する一定の流体の流路を定めている。

上記第１のプロテーゼは一定の密封材料または発泡材料を支持する一定の支持基材を含み、この支持基材の少なくとも一部分は一定の生物学的な流体の流路を横切って、例えば、血液の流路を横切って位置決めされている。本発明の好ましい実施形態において、上記第１のプロテーゼ、ステントおよび密封部材は半径方向に拡張可能であり、当該プロテーゼにおける一定の近位側部分と当該プロテーゼにおける一定の遠位側部分との間に一定の中空の空間部分を定めている。さらに、この第１のプロテーゼは当該プロテーゼを動脈内に位置決めして固定するための１個以上の構造部分、および少なくとも１個の第２のプロテーゼ、例えば、一定のバイパス・プロテーゼに係合してこれを固定するための１個以上の構造部分も有することができる。

上記第１のプロテーゼにおける支持基材またはステントは多様な材料により作成可能であり、多様な形状に構成することができ、これらの形状および使用方法は当該技術分野において周知である。例示的な従来技術のステントが米国特許第４，７３３，６６５号（パルマズ（Palmaz））、米国特許第４，７３９，７６２号（パルマズ）および米国特許第４，７７６，３３７号（パルマズ）において開示されており、これらの特許はそれぞれ本明細書に参考文献として含まれる。

本発明の好ましい実施形態において、上記第１のプロテーゼのステントはニチノールまたはステンレス・スチール等のような一定の金属または金属合金により形成されている一定の押しつぶし可能で柔軟な自己拡張型の格子構造または基材である。ステンレス・スチールにより形成されている種々の構造体は、例えば、一定の編み組み状の形態に捩じる等による所定の様式でこのステンレス・スチールを構成することにより自己拡張型にすることができる。さらに好ましくは、上記ステントは一定の密封材料を支持する一定の管状フレームである。本明細書において用いられている用語の「管状（tubular）」は間において一定の中空の空間部分または内孔部を定めている１個以上の側壁部を有している任意の形状を意味しており、その断面形状は一般に円筒形、楕円形、長円形、長方形、三角形または任意の他の形状にすることができる。さらに、この形状はステントまたはプロテーゼに対して押圧できる種々の力の結果として変化しまたは変形可能にすることができる。

上記ステントにより支持される密封材料またはガスケット部材は多様な材料により形成可能であり、多様な形状に構成することができ、これらの形状および使用方法は当該技術分野において周知である。本発明の上記の態様と共に使用するための例示的な材料が米国特許第４，７３９，７６２号（パルマズ（Palmaz））および米国特許第４，７７６，３３７号（パルマズ）において開示されており、これらは共に本明細書に参考文献として含まれる。

上記の密封材料またはガスケット部材は任意の適当な材料を含むことができる。例示的な材料は好ましくは種々の連続気泡型発泡材料および独立気泡型発泡材料を含むがこれらに限らない一定の生体耐久性で生体相容性の材料を含む。さらに、例示的な材料はポリウレタン、ポリエチレン、ポリテトラフルオロエチレン、およびその他の種々のポリマー材料を含み、好ましくは織り状または編み状であり、ダクロン（Dacron）（登録商標）等のような一定の柔軟性の構造を提供する。高度に圧縮性の発泡材料が特に好ましく、けん縮状態の外形で比較的に良好な配給のために小形に維持できることが好ましい。さらに、この密封材料または発泡材料は好ましくは一定の圧縮状態にあるときに血液に対して実質的に不透過性である。

上記密封材料は上記ステントの１個以上の表面部分を被覆することができ、そのステントの内壁部または外壁部、あるいは、これらの両方に沿って存在することができ、好ましくは、そのステントの近位側端部または近位側部分を横切って延在している。この密封材料は、例えば、上記第１のプロテーゼと一定の動脈壁部との間、および当該第１のプロテーゼの内孔部の中に１個以上のバイパス・プロテーゼを配備した後におけるこれらバイパス・プロテーゼの周囲等のような、上記第１のプロテーゼの周囲に一部の血液が流れることを妨げるために役立つ（以下においてさらに詳細に説明されている）。

本発明の好ましい実施形態において、上記密封材料はステントの近位側端部の一部をステントの外壁部の少なくとも一部に沿って広がり、これを覆う。

本発明の一部の実施形態において、ステントの近位側部分を被覆している密封材料の一部分が、一定のガイドワイヤを位置決めするために、第２のプロテーゼ等のような一定のシステム部品を位置決めするために、および／または、第２のプロテーゼ等のような１個以上のシステム部品に係合するために、さらに好ましくはこれらに整合して係合するために、１個以上の穴、孔、点、スリット、スリーブ、フラップ、弱めスポット、ガイド等を有することが望ましい場合がある。例えば、カバー等として構成されていて一定の穴を有する一定の密封材料がステントの内孔部を部分的に閉塞することができる。

上記の開口部は主としてその用途に適合するように多様に構成できる。これらの構造は上記第１のプロテーゼの中における１個以上の、好ましくは、複数のプロテーゼの適当な横並びの配置を助長し、本発明の一部の実施形態において、この密封材料は完全に配備状態のシステムまたは部品の特定の形状を維持することを補助するために構成または適合できる。さらに、上記の開口部はプロテーゼの配備の前に存在していてもよく、あるいは、配備処置の一部として一定のプロテーゼに形成することもできる。上記開口部の種々の機能が以下の説明により明らかになる。本発明の例示的な実施形態において、上記密封材料は単一の穴を有する一定の発泡体カバーである。

上記密封材料は種々のコネクタのうち任意のものにより上記ステントに取り付けることができ、このようなコネクタとしては、ポリフッ化ビニリデン、ポリプロピレン、ダクロン（Dacron）（登録商標）または任意の他の適当な材料およびこれらに付属する材料による複数の従来型の縫合糸が含まれる。さらに、密封材料をステントに取り付ける別の方法としては、接着剤、超音波溶接、機械的な締り嵌め法および各種ステープル等が含まれる。

さらに、１個以上のマーカーをステントの内部または上部においてその近位端部と遠位端部との間に随意的に配置することができる。好ましくは、２個以上のマーカーが、解剖学的な特徴部分または他のシステム部品に関連して、一定のプロテーゼにおける一定の位置を確認するために、あるいは、そのプロテーゼの位置またはその一部分を確認するために寸法付けおよび／または位置決めされている。

上記第１のプロテーゼは一般的に一定の動脈瘤の上流側における一定の動脈通路内に配備され、その動脈を開いて拡張するために、上記システムの種々の部品を適正に位置決めして固定するために、さらに、他の部品との組み合わせにおいて、上記システムまたはその各部分を流体の漏れに対して密封するために機能する。例えば、この密封用のプロテーゼは一定の患者における一定の腹大動脈瘤と各腎動脈との間の腎下頸部内に配備されて一定の腹大動脈瘤の治療を補助することができる。

図２７乃至図２９は本発明の一定の例示的な密封用プロテーゼを示している。この密封用プロテーゼ１００２は一般的に複数の内部接続している支柱部１０１８により作成されている一定の円筒形または長円形の自己拡張型の格子構造、支持体またはステント１０１６を含む。このステント１０１６は２個の開口端部、すなわち、一定の近位側端部１０２２と遠位側端部１０２４を有する一定の内部空間部分または内孔部１０２０を定めている。さらに、１個以上のマーカーまたは標識１０２６が随意的に上記ステントの内部または上部においてその近位側端部１０２２と遠位側端部１０２４との間に配置できる。

上記ステント１０１６はさらに少なくとも２個の好ましくは（図２８において示されているように）８個の互いに離間している長手方向の脚部１０２８を有することができる。好ましくは、各支柱部１０１８により形成されているダイアモンド形状の各頂点１０３０から延出している一定の脚部が存在している。さらに、少なくとも１個の脚部、好ましくはそれぞれの脚部がその遠位側端部に隣接している一定のフランジ部１０３２を有しており、このフランジ部１０３２はステント１０１６がその部分的なまたはほぼ完全な配備後にその配給装置内に後退することを可能にして、これを適正な位置合わせのために回転または他の仕方により再位置決めできるようにする。

図２９はステント・ガスケット１００２の近位側端部１０２２を被覆している密封材料１０３４を示している。図２９において示されている例示的な実施形態において、密封用プロテーゼ１００２は第１の開口部または穴１０３６および第２の開口部またはスリット１０３８を有する一定の密封材料１０３４を含む。このガスケット材料は上記ステントの内部または外部の少なくとも一部分を被覆し、最も好ましくは、そのステントの外部の実質的に全体を被覆する。例えば、ガスケット材料１０３４はステント１０１６をその近位側端部１０２２から遠位側端部１０２４まで被覆するが、好ましくは長手方向の各脚部１０２８を被覆しないように構成できる。

上記密封材料１０３４は各バイパス・プロテーゼ１００４，１００６を配備した後に（図２７において示されている）、血液がこれらバイパス・プロテーゼ１００４，１００６の周囲に流れること、およびステント・ガスケット１００２自体の周囲に流れることを妨げるために役立つ。このような実施形態において、密封材料１０３４はステント１０１６の外部およびステント１０１６の内部の少なくとも一部に沿って配置されている一定の圧縮可能な部材またはガスケットである。

上記第２のプロテーゼ１００４および１００６は図２４について説明されているような種々のステント移植片を含むことができ、上述したように、種々の薬物、薬剤および／または配合物の内の任意のものにより被覆できる。換言すれば、上記のステントおよび／または移植材料は上述した種々のポリマーおよび方法の内の任意のものを利用することにより上述した種々の薬物、薬剤および／または配合物の内の任意のものにより被覆できる。さらに、上記ステント・ガスケット１００２もまた上述した種々の薬物、薬剤および／または配合物の内の任意のものにより被覆できる。換言すれば、上記のステントおよび／または密封材料は上述した種々のポリマーおよび方法の内の任意のものを利用することにより上述した種々の薬物、薬剤および／または配合物の内の任意のものにより被覆できる。特に、ラパマイシンおよびヘパリンは平滑筋細胞の過剰増殖および血栓症を防止するために重要であると考えられる。また、別の種々の薬物、薬剤および／または配合物も利用可能である。例えば、再内皮化を促進する種々の薬物、薬剤および／または配合物を利用することにより生体内への上記プロテーゼの組み込みを容易にすることができる。また、塞栓材料を上記ステント移植片に組み込むことにより種々の内部漏れの可能性が減少できる。

種々の腹大動脈瘤を修復する上述したシステムがこのようなシステムの一例であることに注目することが重要である。すなわち、種々のステント移植片を含む多くの動脈瘤修復システムが適当な種々の薬物、薬剤および／または配合物ならびにこれらの組み合わせ物により被覆できる。例えば、種々の胸大動脈瘤を一定の類似した様式で修復できる。また、動脈瘤の種類または生体内におけるその位置にかかわらず、上記修復システムを構成している各部品は種々のステント移植片に関連して上述したような適当な薬物、薬剤および／または配合物により被覆できる。

種々の動脈瘤、特に腹大動脈瘤の治療に伴う一定の困難さは内部漏れである。一定の内部漏れは一般にステント移植片の内孔部の外側における血流の持続として定められているが、その動脈瘤の嚢または隣接している血管部分の内部はそのステント移植片により処理されている。本質的に、内部漏れは２個の主なメカニズムの内の一つにより生じ、この場合に、それぞれのメカニズムは多数の可能な様式を有している。第１のメカニズムは動脈瘤嚢または血管部分の不完全なシールまたは除外部分を含む。また、第２のメカニズムは逆流を含む。この種の内部漏れにおいて、動脈瘤嚢内への血流が開存性の副行血管、特に腰動脈または下腸間膜動脈からの逆行性の流れにより逆流する。この種の内部漏れはステント移植片の周囲に一定の完全なシールが達成されている場合においても生じる可能性がある。また、例えば、移植片の布地における一定の断裂等のようなステント移植片の損傷により一定の内部漏れが進展する可能性もある。

内部漏れは種類により分けることができる。Ｉ型の内部漏れはステント移植片の近位側または遠位側の各部位における一定の移植片の周囲の漏れである。本質的に、この種の内部漏れはステント移植片の各端部における一定の無効のまたは不適当なシールにより血流の一定の持続した移植片周囲における流域が展開する場合に生じる。このＩ型の内部漏れの多数の可能な原因が存在し、不適正なステント移植片の寸法決め、ステント移植片の移動、不完全なステント移植片の拡張および動脈の内腔の不規則な形状を含む。ＩＩ型の内部漏れは動脈の一定の開存性の分枝部分からの動脈瘤嚢内への持続した副行式の血流である。本質的に、動脈瘤嚢内の圧力は副行式の分枝部分よりも低いために、一定の逆行性の血流が生じる。このＩＩ型の内部漏れの発生源は副腎動脈、精巣動脈、腰動脈、正中仙骨動脈、下腸間膜動脈および脊髄動脈を含む。また、ＩＩＩ型の内部漏れは、例えば、移植片等のような腹大動脈瘤修復システムまたはその部品の一定の構造的な損傷により生じると考えられる。このＩＩＩ型の内部漏れもまた種々のモジュール式の部品を用いているシステム内の接合部分の損傷により生じると考えられる。このＩＩＩ型の内部漏れの発生源はステント移植片の布地の断裂部分、引裂き部分または穴、モジュール式の各部品の不適正な寸法決め、およびモジュール式の各部品の制限されている重なりを含む。さらに、ＩＶ型の内部漏れは移植材料自体の中を通る血流である。この血流は移植材料の各気孔の中を通るか、その移植材料をステントに取り付けるステープルまたは縫合糸により生じる布地の小孔の中を通って流れる。また、Ｖ型の内部漏れまたは内部張力は放射線医学的に検出可能な内部漏れを伴わない一定の持続性のまたは再発性の動脈瘤嚢の加圧現象である。このＶ型の内部漏れの可能な原因は血栓による圧力の伝達、高度に多孔質な移植材料、または隣接している動脈の内腔部を含む。

上記のそれぞれの種類の内部漏れに対応する多数の可能な治療の選択肢が存在している。このような特定の治療の選択肢は主にその内部漏れの原因により決まり、これらの選択肢は常に有効であるとは限らない。本発明は本明細書において記載されている例示的な種々の装置等のような既存の脈管内腹大動脈瘤修復システムまたは装置の一定の改良に関連しており、種々の内部漏れの発生を無くすか実質的に減少することを目的としている。

上記の改良は以下において説明されているような傷の治癒を促進する種々の薬物、薬剤および／または配合物を伴う一定の腹大動脈瘤修復システムを構成している種々の構成部品の内の少なくとも一部分を被覆する処理を含む。例えば、図２７において示されている例示的なシステム１０００の各部分を傷の治癒の過程を誘発または助長することにより種々の内部漏れの危険性を減少するか実質的に減少する１種類以上の薬物、薬剤および／または配合物により被覆することができる。なお、上記２個の第２のプロテーゼ１００４および１００６の各端部および第１のプロテーゼ１００２の全体を被覆することは、これらが内部漏れに対して最も生じやすい領域であるために、特に有利であると考えられる。しかしながら、ステント移植片の全体、すなわち、移植材料およびステントを被覆することはその内部漏れの種類により有益的になる可能性がある。現在において利用可能な種々の方法を用いて種々の内部漏れを止めることは常に可能であるとは限らないので、本発明により局所的に配給される種々の傷治癒性の物質を用いることが急性および慢性の内部漏れを有効に停止するか予防するために役立つと考えられる。すなわち、漏れが一定の潜在的な問題である任意の腹大動脈瘤修復システム、または任意のその他の種類の移植部品との組み合わせにおいて本発明が利用可能であることに注目することが重要である。また、本発明は上記のＩ型、ＩＩＩ型、ＩＶ型およびＶ型の内部漏れに関連して利用可能である。

通常の傷の治癒は本質的に３種類の段階または相において生じ、これらはある程度の重なりを有している。この第１の相は細胞の移動および炎症である。この相は数日間にわたり継続する。第２の相は新しいコラーゲン合成を伴う２週間乃至４週間にわたる線維芽細胞の増殖である。さらに、第３の相は瘢痕の再造形であり、一般的に１ヶ月乃至１年にわたり継続する。この第３の相はコラーゲンの架橋および活性コラーゲンの代謝回転を含む。

上述したように、上記の修復システムを介して修復部位に局所的に配給できる特定の種々の薬物、薬剤および／または配合物が存在しており、この修復システムは傷の治癒を促進し、この傷の治癒によりさらに種々の内部漏れの発生が無くなるか実質的に減少できる。例えば、傷の治癒における早期の増加したコラーゲン生成はその傷に対する強度を高める。従って、コラーゲンを上記の修復システムに組み合わせて傷に対する強度を高めて血小板の凝集およびフィブリンの形成を促進することができる。加えて、特定の増殖因子を上記の修復システムに組み合わせて血小板の凝集およびフィブリンの形成を促進すると共に傷に対する強度を高めることができる。

血小板由来増殖因子は有糸分裂を誘発して接合組織内における増殖のための漿液中における主要なマイトジェンである。また、血小板第４因子はヘパリンの中和により血液凝固を促進する一定の血小板放出タンパク質である。これらの血小板由来増殖因子および血小板第４因子は炎症および修復において重要である。これらは人間の種々の単核細胞、好中球、平滑筋細胞、線維芽細胞および炎症細胞に対して活性である。また、形質転換増殖因子βは骨髄による血液細胞の増殖、分裂および成熟を調整するために身体により生成される種々のポリペプチド・ホルモンまたは生物学的因子の一定の複合的な系統群の一部である。この形質転換増殖因子βは種々の組織および血小板において見出されており、生体内に移植した種々の傷の房の中における全体のタンパク質、コラーゲンおよびＤＮＡの内容物を刺激することが知られている。また、コラーゲンとの組み合わせにおける形質転換増殖因子βは傷の治癒において極めて有効であることが既に示されている。

一定の血液凝固物が形成し始める時にいつでもその身体において一連の反応が生じる。これらの反応における一定の主要な開始因子は組織因子／ＶＩＩａ複合体と呼ばれる一定の酵素系である。従って、組織因子／ＶＩＩａは血液凝固の形成を促進するために利用可能であり、それゆえ、傷の治癒を向上することができる。さらに、血栓の形成を開始することが知られている別の物質はトロンビン、フィブリン、プラスミノゲン活性化開始因子、アデノシン二リン酸およびコラーゲンを含む。

上記修復システムの種々の構成部品との関連における上記の種々の薬物、薬剤および／または配合物の使用は種々の血液凝固物の形成および傷の治癒により種々の内部漏れの発生を無くすか実質的に減少するために利用できる。

上記システム１０００の各構成部品を含むステントおよび／または移植材料は上述した種々の薬物、薬剤および／または配合物の任意のものにより被覆できる。さらに、これらの種々の薬物、薬剤および／または配合物は上記の種々の材料および方法の任意のものを利用して上記構成部品の一部分またはこれらの構成部品の全てに固定できる。例えば、上記の種々の薬物、薬剤および／または配合物は一定の高分子基質に組み込むことができ、あるいは、上記システムの各構成部品の種々の部分に直接的に固定することも可能である。

上記の利用可能な特定のポリマーはこのポリマーを固定する特定の材料により決まる。加えて、上記の特定の薬物、薬剤および／または配合物もまた上記ポリマーの選択に影響する可能性がある。

図３０は本発明による一定の脈管内移植片３０００の一定の代替的で例示的な実施形態を示している。この例示的な脈管内移植片３０００は１個以上の第１のステント・セグメント３１００、１個の第２のステント・セグメント３２００および一定の第３のステント・セグメント３３００を備えている。この脈管内移植片３０００を構成している種々の構成部品の関係を説明するために、この脈管内移植片はその移植材料が透明であるものとして図において示されている。一定の典型的な使用の様式において、上記第３のステント・セグメント３３００が一定の動脈瘤の下方の健康な組織の中に固定されて、最上部の第１のステント・セグメント３１００が上記において簡単に説明されている一定の固定用および／またはシール用の部品に対して流体を介して連絡する。しかしながら、上記システムの設計に応じて、一定の固定用および／またはシール用の部品が必要でなくなることも有り得ることに注目することが重要である。上記第２のステント・セグメント３２００は一定のテーパー状の形状を有していて、その一端部において上記第１のステント・セグメント３１００の直径に等しい直径を有しており、その他端部において上記第３のステント・セグメントの直径に等しい直径を有している。さらに、この脈管内移植片の長さは使用する第１のステント・セグメント３１００の数により変更可能である。

図３１は上記第３のステント・セグメント３３００の一定の例示的な実施形態の詳細な斜視図である。この第３のステント・セグメント３３００は一定の実質的にジグザグ形状のパタンで接続している複数の支柱部３３０２を有している。図示のように、この例示的な第３のステント・セグメント３３００は３組のジグザクに接続している支柱部３３０２を含み、これにより、実質的にダイアモンドの形状の小室が形成されている。図３１Ａにおいてさらに詳細に示されているそれぞれのダイアモンド形状の小室における非接続状態の頂上部分３３０４はそれぞれのダイアモンド形状の小室における２個の支柱部３３０２の交差部分において形成されている一定の平滑な均一の幅の湾曲した領域を有している。この形状は、以下において詳細に説明されているような、一般的にレーザー切断による初期の加工処理段階において上記ステント・セグメント３３００に直接的に切り込まれており、全ての後続の仕上げ処理において維持される。また、図３１Ｂにおいてさらに詳細に示されているそれぞれのジグザグに接続している支柱部３３０２の間の連結部分３３０６は４個の支柱部３３０２の交差位置において形成されている。好ましくは、これら４個の支柱部３３０２の各連結部分３３０６は図３１Ｂにおいて示されているように２個の凹み部分３３０８および３３１０を有している。

上記の非接続状態の頂上部分３３０４および連結部分３３０６は一般に上記第３のステント・セグメント３３００において最も応力の高い領域である。これらの領域における応力を最小にするために、これらの領域は各支柱部３３０２が相互連結している場所の近くにおいて均一なビームまたは梁の幅を維持するように設計されている。なお、このビームの幅は一定の支柱部３３０２の幅を意味している。上記の凹み部分３３０８および３３１０は最も高い応力を一般に受ける各連結部分３３０６の領域内において一定の均一なビーム幅を維持するためにこれらの連結部分３３０６の中に切り込まれているか機械加工されている。本質的に、各連結部分３３０６が均一なビーム幅を維持するように設計することにより、その連結部分３３０６の近くにおける一定の集中した領域内に通常において蓄積される応力およびひずみがそれぞれの接続している領域に分散して、そのステント構造における応力およびひずみの最高の値が低下する。

上記第３のステント・セグメント３３００における各支柱部３３０２内の最大の応力をさらに最小にするために、これらの支柱部３３０２は一定のテーパー状の幅を有することができる。例えば、一例の実施形態において、上記支柱部３３０２は一定の連結部分３３０６に近づくほど広くなるように設計できる。図３１Ｃは各支柱部３３０２のテーパー状の幅を示している拡張した状態の上記第３のステント・セグメント３３００の拡大した部分図である。この例示的な実施形態において、連結部分３３０６の近くの支柱部３３０２（幅ａ）は約０．０２５ｃｍであり、その支柱部３３０２の中間領域における約０．０１７８ｃｍの寸法（幅ｂ）で徐々にテーパー状に減少している。このような支柱部の幅をテーパー状に減少することにより、連結部分３３０６の近くの各支柱部３３０２における応力がその連結部分３３０６から拡散して広がるようになる。このような支柱部３３０２のテーパー状の形状は以下において詳細に説明されているようにステント３３００を切り出す材料のチューブの加工中に達成することができる。しかしながら、このような様式で支柱部３３０２をテーパー状にすることは、一定の見返りの条件を伴う。すなわち、このようなステント・セグメント３３００は、例えば、血管の内腔部の中の一定の突出部分により生じる局在化した変形に対する抵抗力がいくぶん低くなる。すなわち、このような局在化した変形は支柱部３３０２の一部に一定の局所的な捩れの負荷を生じる可能性があり、それゆえ、上記の例示的な実施形態における各支柱部３３０２が一定の減少された幅を有するそれぞれの長さに沿う一定の比較的に有意義な部分を有しているので、それぞれの捩れ剛性が低下する。

上記の局在化した変形に対する抵抗性を最大にすることが望まれる場合には、上記支柱部３３０２は一定の均一な幅に維持することができ、あるいは、さらに好ましくは、図３１Ｄにおいて示されているように、逆のテーパー形状を有することができ、この場合に、一定の位置ａにおける幅は一定のｂにおける幅よりも小さい。このような例示的な実施形態において、その逆のテーパー形状の支柱部３３０２は連結部分３３０６の近くにおいて約０．０２５ｃｍであり、それぞれの支柱部の中央の領域内において約０．０２８ｃｍである。このような逆のテーパー形状は各連結部分３３０６のいくぶん近くにおいて応力を増大する傾向があるが、この増加は図３１Ｂにおいて示されている側部の凹み部分３３０８および３３１０、ならびに、図３１Ａにおいて示されている均一な幅の接続部分を有することにより得られる応力の減少に比較して極めて小さい。加えて、上記のような逆のテーパー形状はその支柱部３３０２の捩れ剛性を高めるために役立ち、そのステントが断面が円形でない状態で一定の内腔の中に位置決めされる場合であっても、そのステント構造は局所的な変形に対して抵抗して、一定の実質的に円形の断面形状を維持する傾向を有する。

一定の好ましい例示的な実施形態において、上記第３のステント・セグメント３３００は、以下において詳細に説明されているように、０．２２９ｃｍの内径および０．３１８ｃｍの外径の初期的な寸法の一定のレーザー切断用のチューブにより製造されている。また、各支柱部３３０２は好ましくは４個の支柱部の連結部分３３０６の近くにおいて０．２２９ｃｍの幅であり、一定の逆のテーパー形状の支柱部の幅を伴う６ｍｍの長さである。さらに、各移植片システムの異なる直径の組み合わせの数を最少にするために、上記第３のステント・セグメント３３００が１６ｍｍの一定の拡張状態の直径を有することが好ましい。同様に、上記脚部を形成している移植材料の基端側の部分はフレア状であり、１６ｍｍの一定の直径を有している。このような移植片システムにおける第３のステント・セグメントに対応する単一の直径は直径が８ｍｍ乃至１４ｍｍの範囲内の一定の非動脈瘤の領域を有する種々の動脈の中においてそのシステムを使用することを可能にする。また、上記第３のステント・セグメント３３００および移植片のフレア部分の多数の直径の組み合わせが望ましい場合があることも考慮されている。

図３０に戻り、１個以上の第１のステント・セグメント３１００も、上記第３のステント・セグメントと同様に、一定の形状に設定されているレーザー切断用のチューブから形成される。これら１個以上の第１のステント・セグメント３１００はジグザグ状のまたは正弦波状に配列されている各要素の単一の外周に沿う列を含む。図３０において示されていて、図３２においてさらに詳細に説明されている例示的な実施形態において、上記第１のステント・セグメント３１００は１０個のジグザグ状のまたは正弦波状の波打ち部分を有している。これら１個以上の第１のステント・セグメント３１００はジグザグ状または正弦波状のパタンを形成している各支柱部３１０２の交差位置３１０４において均一な幅の接続部分を伴って形成されている。さらに、これら１個以上の第１のステント・セグメント３１００は好ましくは０．２５１ｃｍの内径および０．３１７ｃｍの外径を有するチューブから切り出されている。また、上記支柱部の幅は好ましくは各支柱部の交差位置３１０４の近くにおいて約０．３３ｃｍの幅であり、これらの支柱部３１０２は７ｍｍの長さであることが好ましく、さらに上記１個以上の第１のステント・セグメント３１００はその拡張状態において１１ｍｍの直径であることが好ましい。

さらに、図３０に戻り、上記第２のステント・セグメント３２００は一定のテーパー状の形状を有していて、上記１個以上の第１のステント・セグメント３１００と同一である一定の直径をその一端部において有していて、上記第３のステント・セグメント３３００の直径と一致している一定の直径をその他端部において有している。このような第２のステント・セグメント３２００はそのテーパー形状を除いて上記１個以上の第１のステント・セグメント３１００と同一である。

以下において詳細に説明されているように、上記の各ステント・セグメント３１００，３２００および３３００は移植材料によりその位置がそれぞれ固定されている。

上記第１、第２および第３のステント・セグメント３１００，３２００，３３００は好ましくは自己拡張可能であり、一定の形状記憶合金により形成されている。このような合金は一定の元の熱安定性の形態から一定の第２の熱不安定性の形態に変形できる。さらに、一定の望まれる温度を与えることにより、この合金を一定の元の熱安定性の形態に戻すことができる。この特許出願において特に好ましいと思われる形状記憶合金は二成分系のニッケル−チタン合金であり、約５５．８重量％のＮｉ（ニッケル）を含有しており、商品名をニチノール（NITINOL）として市場において入手可能である。このＮｉＴｉは生理学的な温度において一定の相変化を生じる。また、この材料により作成されている一定のステントは冷却されると変形可能になる。従って、低い温度、例えば、２０℃よりも低い温度において、このステントは圧縮して望まれる場所に配給可能になる。その後、このステントは循環している冷却された整理塩水溶液により低温に維持することができる。その後、この冷却された塩水が除去されて患者の体内の比較的に高い温度、すなわち、ほぼ３７℃の近くの温度に曝されると、このステントは拡張する。

好ましい実施形態において、それぞれのステントは合金チューブの単一片により作成されている。このチューブはレーザー切断され、一定のマンドレルにそのチューブを配置することにより形状が設定されて、その望まれる拡張された形状および寸法にヒート−セットされる。

好ましい実施形態において、上記形状の設定は５００℃における複数の段階において行なわれている。すなわち、各ステントは連続的に大きいマンドレルに配置され、５００℃にわずかな時間の間だけ加熱される。粒子の成長を最小にするために、５００℃の一定温度への曝露の合計の時間は５分に限定されている。その後、各ステントは５５０℃において４分間にわたりそれぞれの最終の形状に設定された後に、４７０℃の一定温度にエージングされて適当なマルテンサイトからオーステナイトへの相変換温度を導入した後に、電解研磨の前に、後に詳細に説明されているように、ブラスト処理される。この加熱処理のプロセスは、例えば、約１５℃の一定の比較的に狭い温度範囲において生じる一定のマルテンサイトからオーステナイトへの相変換特性を有する一定のステントを生じる。

上記ステントの機械的な完全性を改善するために、レーザー切断処理により残った粗いエッジ部分が機械的なグリット・ブラスト仕上げおよび電解研磨の組み合わせにより除去される。このグリット・ブラスト仕上げはレーザー切断処理により残ったもろい鋳直し層を除去するために行なわれる。この層は電解研磨処理により容易に除去されず、そのままで残された場合には、ステント支柱部のもろい割れを生じる可能性がある。−４０℃またはそれ以下の一定温度における７０％のメタノールおよび３０％の硝酸の一定の溶液は一定の電解研磨溶液として有効に作用することが示されている。さらに、この電解研磨処理の種々の電気的なパラメータは各支柱部の表面から約０．００１２７ｃｍの材料を除去するように選択される。このように清浄な電解研磨処理された表面が上記移植材料に対して取り付けるための最終の望まれる表面である。なお、このような表面は良好な耐腐蝕性、耐疲労性、および耐磨耗性を導入することが既に知られている。

図３３において示されているような移植材料または部品３４００はポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン、シリコーン、ウレタン、および商品名をスペクトラ（SPECTRA）（商標）として市場において入手可能な材料等のような超低分子量ポリエチレンを含織り状、編み状、縫合、押出成形、またはキャスティングした種々の材料を含む多数の適当な生体適合性の材料により作成できる。また、これらの材料は多孔質であってもよく、多孔質でなくてもよい。例示的な材料はダクロン（DACRON）（商標）またはその他の適当なＰＥＴ型ポリマーにより作成されている一定の織り状のポリエステル布地を含む。

一例の例示的な実施形態において、上記移植材料のための布地は４０デニール（このデニール値は一定のフィラメントまたは糸の９０００メートルにおけるグラムの値で定められている）の２７本のフィラメントのポリエステル糸であり、１ｃｍの面当たりに約７０本乃至１００本のたて糸および１ｃｍの面当たりに３２本乃至４６本のよこ糸を有している。この織り密度において、上記移植材料はその壁部を通る血流に対して比較的に非透過性であるが、その壁部の厚さは０．０８ｍｍ乃至０．１２ｍｍの比較的に薄い範囲である。

上記移植部品３４００は単一内孔型のチューブであり、好ましくは、図３０において示されている脈管内移植片３０００において例示されているように、織機により直接的に織られている一定のテーパー状およびフレア状の部分を有している。

上記移植部品３４００を各ステント３１００，３２００，３３００に取り付ける前に、その移植材料を一定の造形されたマンドレル上に配置してその表面内に凹み部分を熱的に成形処理することによりそれぞれのステントの位置の間にけん縮部分が形成される。図３０および図３３において示されている例示的な実施形態において、移植部品３４００におけるけん縮部分３４０２は約２ｍｍの長さで０．５ｍｍの深さである。このような各寸法により、上記脈管内移植片３０００は一定の開口状の内孔部を維持しながら屈曲して曲がることができる。さらに、上記移植部品３４００を各ステント３１００，３２００，３３００に取り付ける前に、上記移植材料がそれぞれの端のステントの端部に係合するように一定の形状に切断される。

上述したように、上記ステント・セグメント３１００，３２００および３３００のそれぞれが移植材料３４００に取り付けられる。この移植材料３４００は多数の適当な方法でそれぞれのステント・セグメント３１００，３２００，３３００に取り付けることができる。一例の例示的な実施形態において、上記移植材料３４００は縫合糸により各ステント・セグメント３１００，３２００，３３００に取り付けることができる。

上記ステントをそれぞれの位置において縫合する方法はそれぞれのステントの支柱部と移植材料との間の相対的な移動または擦れを最少にするために重要である。血管それゆえ移植片システムの脈打ち状の動作により、特に移植片システムが一定の屈曲状態になる領域において、あるいは、大動脈または腸骨動脈による拘束により移植材料中に残留している折重なり部分が存在している場合に、相対的な移動が生じる可能性がある。

理想的に言えば、それぞれのステント・セグメントのそれぞれの支柱部は縫合糸により上記移植材料に固定されている。一定の例示的な実施形態において、この縫合材料は上記移植材料を各ステント・セグメントにしっかりと固定するために多数の点において各ステント・セグメントに対してブランケット・ステッチ縫いされている。上述したように、移植片システムに対して直接的に機械的に接触している動脈の拍動に加えて、血圧の脈打ちにより生じる動的な移動をその移植片システムが受ける一定の環境内における相対的な移動を防ぐことにおいて一定の確実な保持が望ましい。上記移植片システムにおける大動脈側および腸骨側の端部に最も近い各ステント（それぞれ、最上部の第１のステント・セグメント３１００および第３のステント・セグメント３３００）は直接的な内部の接触により生じる脈打ちの動作を受けやすい。従って、これらの支柱部は特に上記移植材料に対して十分に固定されている必要がある。図３３において示されているように、最上部の第１のステント・セグメント３１００における各ステッチ部分３４０４は各支柱部のジグザグの配列の全体に沿って位置決めされている。さらに、第３のステント・セグメントの上側および下側の頂上部分も同様の形態を利用してステッチできる。この場合に、一定の開口端部からある程度の距離だけ離れている各支柱部の周囲に正確に縫合糸を操作することは困難であり、従って、種々の別の比較的に簡単なステッチがこれらの支柱部において利用可能であり、あるいは、全くステッチをこれらの領域において利用しなくてもよい。

図３３において示されているように、上記第１のステント・セグメント３１００におけるそれぞれの支柱部はこのステント・セグメント３１００の形状に一致するように切断されている移植材料３４００に固定されている。すなわち、ブランケット・ステッチ３４０４が各支柱部を完全に囲っており、移植材料３４００の中に食い込んでいる。好ましくは、このステッチ３４０４は約５個の等間隔の場所において支柱部を囲っている。さらに、上記第３のステント・セグメント３３００のそれぞれの端部における支柱部のそれぞれが移植材料に取り付けられており、この移植材料は上記第１のステント・セグメント３１００と同一の様式でステント・セグメント３３００の形状を作成するように切断されている。

上記移植片の相当の部分は脈管組織に対して直接的に静止しない。このような移植片の部分は膨張した動脈瘤自体の中に存在する。それゆえ、このような移植片の部分は何らかの有意義な波打ち状の移動の影響を受けない。この理由のために、上述したステント構造のように積極的に移植材料に対してそれぞれのステント・セグメントを固定する必要がない。それゆえ、点ステッチ３４０６のみがこれらのステントを固定するために必要になる。

多様な縫合糸が利用可能であることに注目することが重要である。また、溶接、接着および化学的結合を含む上記移植材料をステントに取り付けるための多数の代替的な手段が存在することに注目することが同等に重要である。

上述のように、経皮的な処置において、寸法が一定の重要なファクターになる。一定のカテーテル・システムの最終的な直径のさらに重要な決定因子の一例はステント移植片を含む移植材料の大きさである。従って、比較的に薄い壁部を有するステント移植片を製造することにより配給カテーテルの直径に最も有益的な結果が達成できることが一般に受け入れられている。

一般的なステント移植片は一定の織り状のポリエステルにより製造されていて、約０．００５インチ（０．０１３ｃｍ）の厚さである。例えば、一定の織り状のポリエステルの低捩れ性で、４０デニールの、１インチ（２．５４ｃｍ）当たりに２３０本のたて糸および１インチ当たりに１００本のよこ糸を有する２７本のフィラメント糸により作成されている一定のステント移植片は約０．００５インチの一定の肉厚を有する一定の移植片を生じる。この移植材料はその後に一定のステントまたは上述したような多数個のステント・セグメントの内側または外側に取り付けられる。この場合に、評価に値する利得が約０．００２インチ（０．０５１ｃｍ）乃至約０．００３インチ（０．０７６ｃｍ）の範囲内の移植材料の厚さを有することにおいて達成できる。

上述したような一定の織り状の移植片の場合に、上記の肉厚（壁部の厚さ）は織り密度および糸の太さまたは嵩高さにより主に決定される。また、相当量の血液の浸透を防ぐために十分に緻密に詰っているが、糸の束が互いに重なり合うほど緻密ではない一定の移植片を有することが望ましい。上記の織り処理のパラメータにより上記のような特定の糸に対応する一定の移植片のみを生じることができる。すなわち、上記のような密度において、その移植材料は有意義な透過性を伴うことなく可能な限り薄壁型になる。また、上記の糸はわずかにのみ捩れているので、この糸の束は互いの上に交差して、平坦になる傾向がある。一方、捩れの状態が増すほど、その移植片の透過性が高まると比較的に厚くなり、糸の束がその交差点において円筒形に形状に留まる傾向が高まる。従って、移植片を薄くするために利用できる唯一の残っているパラメータは比較的に小さな糸の束である。

上記糸の束の寸法に影響を及ぼす２個の変数、すなわち、１個の束当たりのフィラメントの数、および個々のフィラメントの寸法または重量が存在する。上記４０デニールで２７本のフィラメントのポリエステル糸は一定の比較的に小さいフィラメントの寸法および一定の比較的に少数のフィラメントを有している。しかしながら、理論的には、少数のフィラメント、さらに小さいフィラメント、またはこれらの両方を伴う一定のはるかに小さな糸の束も考慮することができる。例えば、一定の２０デニールの糸の束を上記と同一の直径の１４本のフィラメントにより作成することも可能である。さらに、この糸が適当な密度の織りにより一定の移植材料に織り込まれる場合に、約０．００２５インチ（０．００６４ｃｍ）の一定の厚さを有する一定の移植材料が期待できる。しかしながら、この移植材料は一定の許容可能な移植片として動作できる可能性があるが、このような移植片の長期間の構造的な完全性は上記のような力により許容し得なくなる可能性がある。

上記移植材料は織り、編みおよび編み組みを含む多数の技法を利用して形成することができる。さらに、織りはたて糸およびよこ糸として知られている２個の糸の系による直角の織り編みを含む。すなわち、たて糸は一定の織り布における縦方向に延在して、よこ糸は交差する方向に延在している。編みは１本以上の糸の一連のループを相互連結することにより布地を作成する処理である。さらに、編み組みは特定の幅の作用、パタンまたは様式を得るために主要な布の繊維のいずれかにおける数本の糸を直交方向および縦方向に交差する処理を含む。加えて、上記の移植材料は一定のあや織り物として形成することも可能である。一定のあや織りの布地は、一定の平織りにおけるようによこ糸を１本のたて糸の上を通した後に次のたて糸の下を通すのではなく、よこ糸を１本のたて糸の上に通した後に２本のたて糸の下に通すか、１本のたて糸の上に通した後に３本のたて糸の下に通すことにより製造されている斜行した線または模様の外観を有している。

一方、血液の漏れおよび可能な動脈瘤の破裂を生じる可能性のあるステント移植片の壁部における経時的な穴の進展に対する関心事が多数の脈管内移植片システムに対して高まっている。この穴の形成の機構に対しては限られた理解が存在しているだけであるが、このことは一般に金属製のステント支持構造と移植材料との間の長期にわたる微小移動と呼ばれている現象に関連していると考えられている。すなわち、最終的に、この微小移動は移植材料の摩損を生じ、これにより、穴が形成される。

上記の問題を解消するための一例の可能性のある方法は微小移動の最も高い可能性を示している領域内において移植材料をステントに対して比較的に強固に結合することによる方法である。さらに、例えば、高分子の縫合糸等のような移植材料をステントに対して取り付けることのできる多数の方法が存在している。従って、上記のような一定の比較的に薄いポリエステルの移植材料を単純に形成して、この移植材料を微小移動の最も高い可能性のある領域内においてステントに比較的に強固に固定することにより、一定の比較的に小形で耐磨耗性の高いステント移植片を得ることが可能になると考えられる。しかしながら、高い耐磨耗性を有する一定の有意義に薄い移植材料を作成するための代替的な種々の材料を考慮することも有益的であると考えられる。すなわち、高い強度および／または強靭な材料ほど、長期間の構造的完全性を犠牲にすることなく比較的に薄いステント移植片の導管を得ることができるようになる。実際に、利用可能である材料の一部はダクロン（Dacron）（登録商標）ポリエステルよりもはるかに強度が高く強靭であり、これらの材料により構成した一定の有意義に薄いステント移植片は現在において利用可能な種々のステント移植片に比べて実質的に強度が高くなり耐磨耗性が優れていると考えられる。

ポリエステルよりも有意義に強度が高く強靭であり、生体適合性でもある多数の新しい、比較的に高性能の繊維が存在している。ところが、ダクロン（Dacron）（登録商標）ポリエステルは１デニール当たりに約９グラムと言う一定の靭性を有しており、多くの高性能の繊維は１デニール当たりに約３５グラム乃至約４５グラムの範囲内の靭性を有している。この場合に、約０．００２インチ乃至０．００３インチの一定の超薄壁型のステント移植片材料において使用する場合の考慮における一定の強度の観点から比較的に好ましいと考えられる繊維はポリアラミド、ポリフェニレンベンゾビスオキサゾール、液晶ポリマーおよび超高分子量ポリエチレンを含む。また、純粋な強度の観点からは、これらの材料の全てが超薄壁型のステント移植片の用途において適している。しかしながら、生体安定性の観点からは、超高分子量ポリエチレン繊維がこれらの基本的な化学的性質がポリエチレンであること、およびこれらの繊維が生物学的な種々の用途において比較的に不活性であると言う事実においてわずかに有利であると考えられる。

上記の繊維についての別の重要な考慮点はこれらの微細なデニール値の糸における利用可能性である。一定の４０デニールのポリマー糸により作成した現行のステント移植片の場合に、その糸がさらに微細なデニール値でなければ、さらに薄い壁部（肉厚）を有するステント移植片を製造することが困難になると考えられる。一方、商品名をベクトラン（Vectran）として販売されている一定の液晶ポリマーが２５デニールの糸として利用可能である。また、商品名をスペクトラ（Spectra）として販売されている一定の超高分子量ポリエチレンが３０デニールの糸として利用可能である。さらに、商品名をダイネエマ（Dyneema）として販売されている別の超高分子量ポリエチレンが２０デニール乃至２５デニールの糸として利用可能である。さらに、同一のデニール値の糸でも超高分子量ポリエチレンの中において比較的に嵩高くなる可能性があるが、張力および磨耗性における実質的な改善により、はるかに小さい超高分子量ポリエチレンが同等の材料特性を得るために必要になる可能性があるので、上記の超高分子量ポリエチレンが１．３８に対して０．９７と言う一定の密度のみを有することを考慮することも重要である。

ポリエチレンはエチレンの重合化により形成されている一定の長鎖の有機ポリマーである。低圧で形成されると、長いポリマー鎖を形成する傾向があり、これにより割れに対するその抵抗性が高まる。超高分子量ポリエチレンは一般的に１個の分子当たりに６乃至７百万個のエチレン単位を有している。また、超高分子量ポリエチレンは一定の低い摩擦係数、高い分子量および高い密度を有している。従って、超高分子量ポリエチレンにより作成されている一定の布地は高い耐磨耗性、高い耐衝撃性および水、塩類または真水による損傷に対して高い耐性を有している。さらに、超高分子量ポリエチレンは耐延伸性および弾性の付随的な利点と共に一定の高い引張強さを有している。これらの特性は上記の材料を曲がりくねった種々の体内通路に対して特に適合させている。

上述したように、ポリエチレンはその生体適合性について長く報告されている歴史を有している。このような生体適合性のレベル、およびその物理的な特性により、超高分子量ポリエチレンは一定の移植材料としての使用において好ましい糸である。この超高分子量ポリエチレンの糸は織り状、編み状または編み組み状にして上記の移植材料を形成することができ、上述したような上記の１個以上のステント・セグメントに対して取り付けることができる。この移植材料はまた種々の外科用途における一定の独立型の装置として使用することができ、あるいは、脈管内配給のための１個以上のステントと組み合わせることも可能である。

別の例示的な実施形態において、上記の超高分子量ポリエチレン糸は、例えば、ダクロン（Dacron）（登録商標）等のような一定の異なる材料と混合して、その強度および耐磨耗性を維持しながら、例えば、延伸性等のような変更された嵩特性を有する一定の材料を製造することが可能である。さらに、別の代替的で例示的な実施形態において、超高分子量ポリエチレンのモノフィラメントを別の材料と混合して一定の完全に混合状態の糸を作成することが可能であり、この場合に、一定の材料の繊維またはモノフィラメントが第２（さらに、第３、第４・・・）の材料の一定のモノフィラメントに近接して配置されていてそれぞれのモノフィラメントとは異なる特性を有する一定の糸を結果として形成している。

一定の代替的で例示的な実施形態において、シルクまたは絹が超薄壁型のステント移植片の構成において利用可能である。一般に、絹糸は高い強度、靭性および弾性を示す。重さに関して言えば、絹は鋼よりも強い。

クモは異なる機能に対応して多数の絹糸を生成し、それゆえ、種々の構造的なタンパク質を生じるための有用な生物である。ゴールデン・オーブ−ウィーバー・スパイダー（ネフィラ・クラビペス（Nephila clavipes）の構造的な繊維は極めて強く柔軟であり、飛行している昆虫から破壊されることなくそのエネルギーを吸収することができる。また、ドラッグライン・シルク繊維は一定の広い領域にわたりエネルギーを消散して、剛性、強度および延伸性を均衡化する。このようなスパイダー・ドラッグライン・シルクは高性能の種々の合成繊維に匹敵し得ない強度および靭性の一定の組み合わせを示す。このドラッグライン・シルクはクモがそれぞれのクモの巣の支持骨格を作成する糸である。この糸は鋼の少なくとも５倍の強度があり、ナイロンの２倍の弾性を有していると推定されており、防水性で延伸性である。加えて、これらのシルク・タンパク質は極めて低い抗原性を有している。それゆえ、これらのシルク繊維は軽量で高性能な繊維、複合材料および医療用途に対して十分に適合している。これらのタンパク質の組成は主にグリシン、アラニン、およびその他の短い側鎖のアミノ酸であり、これらは水素結合および疎水性の相互作用により逆平行でベータ−プリーツ型の種々のシート材を形成する（ルカス（Lucas）他，ディスカバリー（Discovery），２５巻，ｐ．１９，１９６４年）。また、多くのスパイダー・シルクが種々のタンパク分解酵素による消化に対して耐性を有しており（チリングハスト（Tillinghast）およびカバナー（Kavanaugh），ジャーナル・オブ・ズーオロジー（Journal of Zoology），２０２巻，ｐ．２１２，１９７７年）、希釈した種々の酸および塩基性物質において不溶性である（メロ（Mello）他，アメリカン・ケミカル・ソサイエティ・シンポジウム・シリーズ５４４（American Chemical Society Symposium Series 544），シルク・ポリマーズ：マテリアルズ，サイエンス・アンド・バイオテクノロジー（Silk Polymers: Materials, Science and Technology），ｐ．６７−７９，１９９５年）。

上記のスパイダー・シルクは幾つかの望ましい特性を有していることが立証されている。例えば、オーブ−ウィーバー・スパイダーは６個の異なる種類の腺からシルク糸を生成することができる。これら６種類の繊維のそれぞれは異なる機械的な特性を有している。しかしながら、これらは全て幾つかの特徴を共通して有している。すなわち、これらは実質的にタンパク質から構成されており、一定の可溶性の形態から一定の不溶性の形態に変化し、この変化は不可逆的であり、さらにこれらはアラニン、セリンおよびグリシンを主に含むアミノ酸により構成されていて、グルタミン、チロシン、ロイシンおよびバリン等のような相当量の別のアミノ酸を含む。このようなドラッグライン・シルク繊維は種々の弾性の非晶質セグメントが散在している逆平行型のβ−シート構造の擬似結晶的な領域により構成することが提案されている。

上記のスパイダー・シルクはタンパク質の構成と機能との間の関係を活用するための一定の理想的なシステムである。このようなシルク糸の生成は種々の節足動物において多数回にわたり進化しているが、そのシルク糸の使用はクモの世界において最も高度に発展している。クモはそれぞれの寿命を通してシルク・タンパク質の一定のアレイを紡ぐことに依存していることおよびその能力の両方において特異的である。それぞれのシルク糸は出糸突起における小栓から放出されるまで一定の異なる種類の腹部の腺により分泌されて貯蔵されている。これらのタンパク質は引綱、隠棲、卵嚢、または捕獲用のわなのために単独でまたは組み合わせにおいて用いられる。これらの特殊化した生態学的な役割を与えられることにより、個々のシルク糸はそれぞれの個別の機能に対応する機械的な特性を有すると思われる。

スパイダー・シルクに関する分子および構造の研究の多くはドラッグライン・シルクおよびその極度の靭性に集中している（例えば、クスー（Xu）およびルイス（Lewis），プロシーディング・ナチュラル・アカデミック・ソサイエティ・オブ・ＵＳＡ（Proc. Natl. Acad. Sci., USA），８７巻，ｐ．７１２０−７１２４，１９９０年、ヒンマン（Hinman）およびルイス（Lewis），ジャーナル・オブ・バイオロジカル・ケミストリー（J. Biol. Chem.），２６７巻，ｐ．１９３２０−１９３２４，１９９２年、チエル（Thiel）他，バイオポリマーズ（Biopolymers），３４巻，ｐ．１０８９−１０９７，１９９４年、シモンズ（Simmons）他，サイエンス（Science），２７１巻，ｐ．８４−８７，１９９６年、クマーレン（Kummerlen）他，マクロモレキュール（Macromol.），２９巻，ｐ．２９２０−２９２８，１９９６年、およびオーサキ（Osaki），ネイチャー（Nature），３８４巻，ｐ．４１９，１９９６年）。上記のドラッグライン・シルクは主要なアンプル状の腺（major ampullate glands）の中において生成されるためにメジャー・アンピュレート・シルクと呼ばれる場合が多く、ケブラー（Kevlar）（４×１０⁹ Ｎｍ^-2）に近い一定の引張強さ（５×１０⁹ Ｎｍ^-2）を有している（ゴスリン（Gosline）他，エンデバー（Endevour），１０巻，ｐ．３７−４３，１９８６年、スタウファー（Stauffer）他，ジャーナル・オブ・アラクノロジー（J. Arachnol.），２２巻，ｐ．５−１１，１９９４年）。さらに、上記の例外的な強度に加えて、ドラッグライン・シルクは約３５％の弾性率を示す（ゴスリン（Gosline）他，エンデバー（Endevour），１０巻，ｐ．３７−４３，１９８６年）。

クモからドラッグライン・シルクを大量生産することはそれぞれのクモからわずかな量しか入手できないので実用的ではない。さらに、それぞれのクモにより多数の形態のスパイダー・シルクが同時に生成される。従って、結果として得られる混合物は単一の分離されているシルク糸よりも適用性が低く、この理由は、異なるスパイダー・シルクのタンパク質が異なる特性を有していて、容易に分離できないからである。加えて、それぞれのクモが高度になわばりを有する動物であり、シルク糸の製造のためのいわゆる「クモ農場（spider farms）」において管理することが困難である。

上記スパイダー・ドラッグライン・シルクを大量生産できる多数の方法が存在している。例えば、分子組換え技法を利用することにより、業界において有用な量で望まれるタンパク質の生成物を発現する目的のために外来の遺伝子または人工的に合成したＤＮＡフラグメントを異なる宿主の生体の中に導入することが可能になる。これらの方法は通常においてＤＮＡの適当なフラグメントを一定のベクター分子に結合する処理を含み、このベクター分子がその後に形質転換により一定の受容体の生体内に導入される。これらの形質転換は上記ベクターにおける一定の選択可能なマーカーにより選択されるか、あるいは、クローン化したフラグメントを確認するための一定の遺伝子または生物化学的なスクリーンにより選択される。換言すれば、特定の遺伝子をクローニングしてその遺伝子を大腸菌等のような細菌の中に挿入することができる。さらに、この細菌はその後に所望のタンパク質を製造する。例えば、スパイダー・ドラッグライン・シルクは一定のクモの遺伝子を採取してこれらを細菌の中に挿入することによりそのクモの強い耐久性の繊維を製造することにより実験室内において作成できる。さらに、この細菌は再生して最終的にタンパク質合成による合成ポリマーを製造する一定のクローン化したコロニーを形成する。

業界において許容可能な量の上記ドラッグライン・スパイダー・シルクを形成するための別の技法は選択したクモからの腺を大量にそのシルク糸またはシルク・タンパク質を製造できる異なる種々の宿主に移植する処理を含むことができる。

上記のような形成方法または製造方法にかかわらず、上記スパイダー・ドラッグライン・シルクは超薄壁型のステント移植片または単独型の移植片の構成において利用可能である。このスパイダー・ドラッグライン・シルクは生体適合性で潤滑性であり、当業者において知られている最強の繊維の一つとして認識されている。また、このドラッグライン・シルクは単独で利用可能であり、あるいは、完成された移植片の本体の材料特性を改良するために本明細書において述べられている繊維を含む別の繊維との混合状態で利用できる。また、この移植片は単独で利用可能であり、本明細書において説明されているような一定の金属ステントと共に利用することもできる。また、上記のドラッグライン・スパイダー・シルクは完成された移植片の本体の特性を改良するために織り状、編み組み状または編み状にすることができる。さらに、上記移植片は心臓、神経、または末梢の脈管の用途において利用できる。

上述のように、スパイダー・ドラッグライン・シルクは単独で利用可能であり、あるいは、一定の超薄壁型の移植材料を形成するための別の繊維との組み合わせにおいて利用できる。このような移植片のためのスパイダー・ドラッグライン・シルクの材料は天然または人工のスパイダー・ドラッグライン・シルク繊維により製造可能である。

上記のスパイダー・ドラッグライン・シルク材料は本明細書において記載されている方法を含む多数の方法により上記ステント構造に取り付けることができる。あるいは、上記のスパイダー・ドラッグライン・シルク材料は図３４において示されているような一定の単独の装置３５００として利用できる。この図３４において示されている例示的な実施形態において、そのスパイダー・ドラッグライン・シルク繊維は織り状である。さらに、この実質的に管状の移植片は外科手術によるか、経皮的な種々の方法により配置される。

さらに別の代替的で例示的な実施形態において、上記移植材料はその多孔度がその長さに沿って変更可能であるように構成することができる。このような長さに沿って一定の変更可能な多孔度を有している一定の移植材料を使用することは多数の利点を提供する。例えば、上記移植材料の気孔は１種類以上の生体活性な物質を保持するために利用できる。これらの生体活性な物質は本明細書において開示されている種々の薬物、薬剤および／または配合物の任意の物を含むことができる。さらに、上記移植材料の気孔構造の中に組み込むことのできる別の材料は種々の生体適合性の接着剤を含む。上記の気孔の寸法を変化することにより、上記の生体活性な物質またはその他の材料の変化している濃度を達成することができる。従って、上記気孔の寸法、すなわち、上記物質の濃度を変えることにより、その物質の溶出速度についての制御または調整が達成できる。加えて、上記の濃度勾配は物質／組織の浸透を制御するために利用できる。さらに、変化している多孔度を有する一定の移植片における別の利点は望まれる組織の内部増殖の程度である。例えば、組織の内部増殖が一定のステント移植片または脈管内プロテーゼの各端部において重要になり、その中間部分において重要でない場合が有り得る。このような例においては、そのステント移植片または脈管内プロテーゼの各端部はその装置の中間部分または中央部分よりも大きな一定の気孔の寸法を有することができる。上記の利点を説明するために、一定の例示的なステント移植片または脈管内プロテーゼが以下において説明されている。なお、この脈管内プロテーゼが一定の単独型の装置であってもよく、あるいは、一定の移植材料および一定のステント等のような一定の支持骨格構造の両方を含んでいてもよいことに注目することが重要である。

図３５において、一定の動脈３６０４の中の一定の動脈瘤３６０２を修復するために利用可能である一定の脈管内プロテーゼ３６００が示されている。この図示の例示的な実施形態において、脈管内移植片３６００は両端部の各領域３６０８よりも多孔質性の低い一定の中央領域３６０６を有している。この構成において、多孔質性の低い中央領域３６０６は血液がこの領域から漏れることを防ぐことのみのために必要とされており、これにより、ＩＶ型の内部漏れの発生が減少または排除できる。本質的に、上記多孔質性の低い中央領域３６０６は動脈瘤３６０２の中を通る一定の導管として単純に作用する。しかしながら、動脈壁部にそれぞれ接触している多孔質性の高い領域３６０８はその各気孔自体の中における組織の内部増殖を促進するために利用でき、さらに／または、一定の生体活性な物質をその内部に組み込んで、これらの一定の制御された放出により組織の内部増殖を容易にすることができる。これらの多孔質の端部領域３６０８の中において、その気孔寸法は異なる種々の放出速度、濃度および持続時間が達成できるように変更可能である。

上述したように、上記の気孔はそれら自体で組織の内部増殖を容易にすることができ、さらに／または、本明細書において記載されているような種々の生体活性な物質がその周囲の組織の中への制御された放出のために上記の気孔の中に充填するか組み込むことができる。本質的に、上記脈管内プロテーゼ３６００と共に用いる生体活性な物質の使用は上記のような血液凝固物の形成および傷の治癒により漏れ、すなわち、Ｉ型の内部漏れの発生を減少できる。これらの生体活性な物質は上記の気孔構造の中に直接的に組み込むか、一定の高分子基質の中に組み込んだ後にこれらの気孔の中に充填するか、あるいは、上記気孔構造の中に直接的に組み込んだ後に１種類以上のポリマーおよび／またはこれらの組み合わせ物により被覆することができる。一定の代替的で例示的な実施形態において、上記多孔質性の高い端部の部分３６０８は脈管内プロテーゼ３６００の各端部を動脈３６０４に実質的に接着するために一定の組織接着剤により含浸することができる。また、さらに別の代替的で例示的な実施形態において、上記の中間部分または中央部分３６０６は一定の気孔構造を有することができ、この気孔構造は血液に対して接触する時に、それ自体をシールまたは密封することにより一定の漏れ防止性の導管を形成するか、一定の塞栓性の物質により充填されている気孔を含むことができる。

上記気孔の寸法は多くの目的のために利用できる。好ましい実施形態において、上記の気孔は種々の生体活性な物質またはその他の材料を保持するために利用でき、これらの寸法は濃度勾配、放出特性および放出速度を含む多数の要因を調整または制御するために利用できる。上記移植材料自体はポリエチレンテレフタレート、発泡ポリテトラフルオロエチレン、ポリウレタン、ドラッグライン・シルクおよび／または本明細書において記載されている材料のいずれかを含む多数の材料により作成可能である。上記の気孔寸法は、材料の寸法および、例えば、織り、編み、編み組みまたはあや織り等の構成の種類により、上記材料の選択自体により変更可能である。加えて、異なる気孔寸法を達成するために上記の技法の種々の組み合わせを利用することも可能である。さらに、上記装置の長さに沿う気孔寸法の独立した変化に加えて、この気孔寸法は所定の距離にわたり徐々に変化できる。

上記において図示および説明されている内容は最も実用的で好ましい実施形態であると考えられる事例であるが、これらの説明および図示されている特定の設計および方法からの変形例が当該技術分野における熟練者において自然に考え出すことができ、本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく使用できることは明らかである。本発明は上記において説明および図示されている特定の各構成に限定されず、添付の特許請求の範囲に含まれると考えられる全ての変更例に対して一貫するように構成されていると考えるべきである。

本発明は現在において利用されている種々の脈管内移植片またはステント移植片に伴う多数の不都合点を解消するための一定の手段を提供する区別可能な多孔度を有している脈管内移植片に適用できる。すなわち、一定のステント移植片の異なる場所においてその移植材料の気孔の寸法を変えることにより、種々の望ましい作用が達成可能になる。例えば、多数の薬物、薬剤および／または配合物に適合するために、さらに、これらの濃度を調整するために、上記の気孔の寸法を一定の部分において比較的に大きくすることができる。加えて、組織の内部増殖を促進するために上記の気孔の寸法を異なる場所において変えることができる。

本発明の具体的な実施態様は以下のとおりである。
（１）脈管内プロテーゼにおいて、
１個以上の実質的に管状の支持構造、および
前記１個以上の実質的に管状の支持構造に固定されて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の移植材料を備えており、この移植材料がその長さに沿って可変の気孔寸法を有している脈管内プロテーゼ。
（２）前記１個以上の支持構造が複数の第１のステント、一定の第２のステントおよび一定の第３のステントを含む実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（３）前記移植材料が前記複数の第１のステント、前記第２のステントおよび前記第３のステントの一定の外側の部分に固定されている実施態様（２）に記載の脈管内プロテーゼ。
（４）前記移植材料が前記複数の第１のステント、前記第２のステントおよび前記第３のステントの一定の内側の部分に固定されている実施態様（２）に記載の脈管内プロテーゼ。
（５）前記移植材料が前記１個以上の支持構造の間における複数のけん縮部分を含む実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。

（６）前記長さに沿って可変の気孔寸法を有している移植材料がそれぞれの気孔の中に含浸されている少なくとも１種類の薬剤を含む実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（７）前記少なくとも１種類の薬剤が生体適合性の種々の接着剤を含む実施態様（６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（８）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の細胞増殖プロモータを含む実施態様（６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（９）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の抗増殖薬を含む実施態様（６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１０）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の抗炎症薬を含む実施態様（６）に記載の脈管内プロテーゼ。

（１１）前記移植材料が多孔質および非多孔質の領域を含む実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１２）前記移植材料が織り状である実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１３）前記移植材料が編み状である実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１４）前記移植材料が編み組み状である実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１５）前記移植材料があや織り状である実施態様（１）に記載の脈管内プロテーゼ。

（１６）脈管内プロテーゼにおいて、
１個以上の実質的に管状の支持構造、および
前記１個以上の実質的に管状の支持構造に固定されて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の生体適合性で、高い引張強さの、耐磨耗性で、高度に耐久性の薄壁型の移植材料を備えており、この移植材料がその長さに沿って可変の気孔寸法を有している脈管内プロテーゼ。
（１７）前記長さに沿って可変の気孔寸法を有している移植材料がそれぞれの気孔の中に含浸されている少なくとも１種類の薬剤を含む実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１８）前記少なくとも１種類の薬剤が生体適合性の種々の接着剤を含む実施態様（１７）に記載の脈管内プロテーゼ。
（１９）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の細胞増殖プロモータを含む実施態様（１７）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２０）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の抗増殖薬を含む実施態様（１７）に記載の脈管内プロテーゼ。

（２１）前記少なくとも１種類の薬剤が種々の抗炎症薬を含む実施態様（１７）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２２）前記移植材料が多孔質および非多孔質の領域を含む実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２３）前記移植材料が織り状である実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２４）前記移植材料が編み状である実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２５）前記移植材料が編み組み状である実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。
（２６）前記移植材料があや織り状である実施態様（１６）に記載の脈管内プロテーゼ。

本発明の上記およびその他の特徴および利点が以下の添付図面において例示されている本発明の好ましい種々の実施形態の比較的に特定的な説明により明らかになる。
ステントの外表面部および特徴的な帯域パタンを示している拡張前の一定のステント（両端部が示されていない）の長さに沿う斜視図である。本発明による複数の貯蔵部分を有している図１のステントの長さに沿う斜視図である。上部被膜が全く配置されていない本発明の種々の被膜から一定の時間の関数として放出される薬物のフラクションを示しているグラフ図である。上部に配置されている一定の上部被膜を含む本発明の種々の被膜から一定の時間の関数として放出される薬物のフラクションを示しているグラフ図である。上部被膜が全く配置されていない本発明の種々の被膜から一定の時間の関数として放出される薬物のフラクションを示しているグラフ図である。ポリ（ＶＤＦ／ＨＦＰ）からの生体内におけるラパマイシンのステント放出速度を示しているグラフ図である。本発明の第１の例示的な実施形態による上部に種々の薬物被膜を有する図１のステントにおける一定の帯域部分の断面図である。本発明の第２の例示的な実施形態による上部に種々の薬物被膜を有する図１のステントにおける一定の帯域部分の断面図である。本発明の第３の例示的な実施形態による上部に種々の薬物被膜を有する図１のステントにおける一定の帯域部分の断面図である。本発明による一定の固定用フランジおよび取付型のステープル部材を有する一定の吻合装置の例示的なワンピース型の実施形態を示している斜視図である。本発明による一定の固定用フランジおよび取付型のステープル部材を有する一定の吻合装置の例示的なワンピース型の実施形態を示している部分断面図である。本発明による一定の固定用フランジおよび取付型のステープル部材を有する一定の吻合装置の例示的なワンピース型の実施形態を示している部分断面図である。本発明による一定の固定用フランジおよび取付型のステープル部材を有する一定の吻合装置の例示的なワンピース型の実施形態を示している部分断面図である。本発明の例示的な実施形態による複数の解剖学的構造を一体に連結するための一定の装置の側面図である。本発明の例示的な実施形態による複数の解剖学的構造のエッジ部分に通されている図１４の装置の一定の針部分を示している断面図である。本発明の例示的な実施形態による一定の複合部位の中を通して引き戻されている図１４の装置を示している断面図である。本発明の例示的な実施形態による複数の解剖学的構造の近くに配置されている図１４の装置における一定のステープルを示している断面図である。本発明の例示的な実施形態による一定の吻合部位の両側に係合している図１４の装置における一定のステープルを示している断面図である。本発明の例示的な実施形態による複数の解剖学的構造を連結するためにけん縮した後の一定のステープルを示している断面図である。本発明による一定の潤滑性の被膜が上部に固定されている一定のバルーンの断面図である。本発明による一定の潤滑性の被膜を有する図１のステントにおける一定の帯域部分の断面図である。本発明による一定の潤滑性の被膜を有する一定の配給装置における一定の自己拡張型ステントの部分断面図である。本発明による一定の変性ポリマー被膜を有する図１のステントにおける一定の帯域部分の断面図である。本発明による一定の例示的なステント移植片の側面図である。本発明による一定のステント移植片の別の代替的で例示的な実施形態の部分断面図である。本発明による一定のステント移植片の別の代替的で例示的な実施形態の部分断面図である。本発明による完全に配備された状態の大動脈修復システムの側面図である。本発明による、明瞭化のために一定の拡張した状態で示されている、第１のプロテーゼにおける一定のステントの斜視図である。本発明による一定のガスケット材料により被覆されている一定のステントを有する第１のプロテーゼの斜視図である。本発明による一定の脈管内移植片の側面図である。本発明による脈管内移植片の一定の拡張状態におけるステント・セグメントの斜視図である。図３１のステント・セグメントの一部分の部分的斜視図である。図３１のステント・セグメントの一部分の部分的斜視図である。図３１のステント・セグメントの一部分の拡大した平面図である。図３１のステント・セグメントの一部分の拡大した平面図である。本発明による脈管内移植片の別の拡張状態のステント・セグメントの斜視図である。本発明による一定の脈管内移植片の側面図である。本発明によるスパイダー・ドラッグライン・シルクを含む一定の移植片の概略図である。本発明による長さに沿って一定の可変の多孔度を有する一定のステント移植片の概略図である。

符号の説明

１４シース
１００ステント
１０２帯域部分
１０４連結部分
１０６貯蔵部分
２００吻合装置
２０２固定用フランジ
２０４ステープル部材
３００装置
３０２縫合線
３０８針
４００バルーン
４０２潤滑性の被膜
５００潤滑性の被膜
５０２基部被膜
５０４上部被膜
６００潤滑性の被膜
７００プライマー層
７０２二次的な層
７０４薬物含有基材
７０６上部被膜
８００ステント移植片
９００ステント移植片
１０００動脈瘤治療システム
３０００脈管内移植片
３１００第１のステント・セグメント
３２００第２のステント・セグメント
３３００第３のステント・セグメント
３４００移植材料
３５００独立型装置
３６００脈管内プロテーゼ

Claims

脈管内プロテーゼにおいて、
１個以上の実質的に管状の支持構造、および
前記１個以上の実質的に管状の支持構造に固定されて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の移植材料を備えており、この移植材料がその長さに沿って可変の気孔寸法を有している脈管内プロテーゼ。
前記１個以上の支持構造が複数の第１のステント、一定の第２のステントおよび一定の第３のステントを含む請求項１に記載の脈管内プロテーゼ。
前記移植材料が前記複数の第１のステント、前記第２のステントおよび前記第３のステントの一定の外側の部分に固定されている請求項２に記載の脈管内プロテーゼ。
前記移植材料が前記複数の第１のステント、前記第２のステントおよび前記第３のステントの一定の内側の部分に固定されている請求項２に記載の脈管内プロテーゼ。
前記移植材料が前記１個以上の支持構造の間における複数のけん縮部分を含む請求項１に記載の脈管内プロテーゼ。
前記長さに沿って可変の気孔寸法を有している移植材料がそれぞれの気孔の中に含浸されている少なくとも１種類の薬剤を含む請求項１に記載の脈管内プロテーゼ。
脈管内プロテーゼにおいて、
１個以上の実質的に管状の支持構造、および
前記１個以上の実質的に管状の支持構造に固定されて一定の実質的に管状の細長い部材を形成している一定の生体適合性で、高い引張強さの、耐磨耗性で、高度に耐久性の薄壁型の移植材料を備えており、この移植材料がその長さに沿って可変の気孔寸法を有している脈管内プロテーゼ。
前記長さに沿って可変の気孔寸法を有している移植材料がそれぞれの気孔の中に含浸されている少なくとも１種類の薬剤を含む請求項７に記載の脈管内プロテーゼ。