JP2016514007A - 強化された軸線方向疲労特性を有するポリマースキャフォールド - Google Patents

Abstract

医療装置は、膨張バルーンを有するカテーテルにクリンプされるポリマースキャフォールドを含んでいる。そのスキャフォールドは、よりバランスのとれた、又は、異方性の少ない軸線方向及び半径方向機械的特性を提供するよう編成される２軸方向（Ａ−Ａ、Ｂ−Ｂ）に延伸されるチューブに起因するモフォロジを有する。スキャフォールドは、体内の末梢血管に埋め込まれるバルーン拡張可能スキャフォールドとして用いるのに適した、改良された機械的特性を有する。

Description

本発明は薬剤溶出医療装置に関し、より詳細には、本発明は送達バルーンによって拡張されるポリマースキャフォールド（骨格、足場）に関する。

半径方向に拡張可能なエンドプロステーゼは、解剖学的管腔に埋め込まれる人工装具である。「解剖学的管腔（anatomicallumen）」とは、血管、尿路及び胆管等の管状臓器の管路（duct）、キャビティ（空洞）のことをいう。ステントはエンドプロステーゼの一例であり、概して円筒形を成し、解剖学的管腔の一部を開通したままに保ち、時に拡張させるよう機能する（ステントの一例を、Ｌａｕ他の米国特許第６，０６６，１６７号で見ることができる）。ステントは、血管内のアテローム硬化性狭窄の治療に用いられることが多い。「狭窄」とは体内の通路又は開口が狭くなっている、又はくびれていることを指す。このような治療において、ステントは血管壁を補強し、血管系における血管形成術後の再狭窄を防ぐ。「再狭窄」は、治療（バルーン血管形成術、ステント埋込術又は弁形成術）が一見して成功した後で再発する血管又は心臓弁の狭窄のことをいう。

ステントを用いる患部または病巣の治療には、ステントの送達及び展開の両方が関与する。「送達」とは、解剖学的管腔を通して病巣等の所望の治療部位までステントを導入及び搬送することをいう。「展開」とは、治療域の管腔内でのステントの拡張のことである。ステントの送達及び展開は、カテーテルの一端にステントを位置決めし、皮膚を貫通してカテーテルの前記一端を解剖学的管腔に挿入し、解剖学的管腔内で所望の治療箇所までカテーテルを進め、ステントを治療箇所で拡張し、カテーテルを管腔から取り出すことにより達成される。

バルーン膨張ステントの場合には、ステントはカテーテル上に配設したバルーンの周りに取り付けられる。ステントの取り付けには、通常、解剖学的管腔に挿入する前に、ステントをバルーン上へ圧縮つまりクリンプ（圧着又は縮径）することが含まれる。管腔内の治療部位において、バルーンを膨張させることによってステントが拡張される。次いでバルーンを収縮させ、カテーテルをステント及び管腔から引き抜くと、ステントが治療部位に残る。自己拡張ステントの場合、ステントを収縮可能なシース（鞘状体）を介してカテーテルに固定してもよい。ステントが治療部位にあるときにシースを引き抜いて、ステントを自己拡張させてもよい。

ステントはいくつもの機能上の基本的な要件を満たさねばならない。ステントは、構造的な負荷、例えばステントが展開後に血管の壁を支持するときにかかる半径方向圧縮力、に耐えることができなければならない。したがって、ステントは十分な半径方向強度がなくてはならない。ステントは、展開後にかかるであろう種々の力にもかかわらず、その寿命を通してその大きさと形状を十分に維持しなければならない。特に、ステントは、そうした力にもかかわらず所望の治療期間にわたり、所定の直径で血管を十分に維持しなければならない。治療期間は、血管が所望の直径を維持するのにステントをそれ以上必要としなくなる、血管壁の再構築に必要な時間であればよい。

半径方向強度は、半径方向の圧縮力に耐えるステントの能力であり、ステントの周方向周りの半径方向降伏強さ及び半径方向スティフネスさに関連する。ステントの「半径方向降伏強さ」又は「半径方向強度」は（本願の目的では）圧縮負荷として理解することができ、その値を超えると降伏応力状態を生じてステント直径が無負荷時の直径に戻らない、すなわちステントに回復不能の変形が残る。半径方向降伏強さを超えると、さらにひどく降伏してしまうことになり、最小限の力を加えるだけでステントは大きく変形する。

半径方向降伏強度を超える前であっても、半径方向圧縮負荷に続いてステントの永久変形を生じるかもしれないが、ステントのどこかに生じるこの程度の永久変形は、血管を半径方向に支持するステントの機能全体に対して重大な影響を及ぼすほど深刻ではない。したがって、場合によっては、当該技術では、「半径方向降伏強度」は、それを超えるとスキャフォールドのスティフネス（堅さ、剛性）が劇的に変化する最大半径方向荷重としてとらえてもよい。「半径方向降伏強度」の単位は、多くの場合、力を長さで除したものであり、単位長さ当たりをベースとした半径方向降伏強度として表される。したがって、単位長さ当たりの半径方向降伏強度、例えばＦ・Ｎ／ｍｍに対して、この値を超えると、結果として、２つの異なる長さＬ１及びＬ２を有するステントのスティフネスに著しい変化をもたらす半径方向負荷はそれぞれ、積Ｆ×Ｌ１及びＦ×Ｌ２となる。しかし、両方とも値Ｆは同じであるため、簡便な式を用いて、ステントの長さとは無関係な半径方向降伏強度を正しく評価することができる。通常、スティフネスが失われる点を特定する半径方向力は、ステント長さが変化するとき、単位長さ当たりベースではそれ程変化しない。

一般的に用いられる種類の末梢用ステントは、ニチノール等の超弾性材料製の自己拡張ステントである。この種類の材料は、押しつぶし負荷または長手方向曲げ等の過酷な変形後にその元の構成に戻る能力で知られている。しかし、この様々な自己拡張型ステントの品質は好ましくない。とりわけ、超弾性材料の高弾性が、このステントが支持する血管に「慢性外向き力」（ＣＯＦ）と一般に呼ばれるものを生じる。ＣＯＦに起因する合併症は、Ｓｃｈｗａｒｔｚ，Ｌｅｗｉｓ Ｂ．他、「Ｄｏｅｓ Ｓｔｅｎｔ Ｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｈａｖｅ ａ ｌｅａｒｎｉｎｇ ｃｕｒｖｅ： ｗｈａｔ ｍｉｓｔａｋｅｓ ｄｏ ｗｅ ａｓ ｏｐｅｒａｔｏｒｓ ｈａｖｅ ｔｏ ｍａｋｅ ａｎｄ ｈｏｗ ｃａｎ ｔｈｅｙ ｂｅ ａｖｏｉｄｅｄ？」、Ａｂｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ； Ａｂｂｏｔｔ Ｐａｒｋ，ＩＬ，ＵＳＡで検討されている。自己拡張型ステントによって血管に作用するＣＯＦは、自己拡張型ステントによって治療される病巣の高度の再狭窄の主な一因であるとされている。薬を溶出する自己拡張型ステントから送達される抗増殖剤であっても、ステントのＣＯＦによって生じる再狭窄を軽減できないことが分かっている。血管を支持するようバルーンによって塑性変形するステントにはこの欠点がない。実際、バルーンにより拡張されるステントは、超弾性材料製の自己拡張型ステントとは対照的に、残留する外向き力を血管に作用させずに血管を支持する所望の直径まで展開できる望ましい特性を有している。

ＵＳ２０１０／０００４７３５に記載されているようなバルーン膨張型ポリマースキャフォールドは、生分解性、生体吸収性、生体再吸収性、または生体内分解性のポリマーからできている。生分解性、生体吸収性、生体再吸収性、生体溶解性、または生体内分解性という用語は、分解、吸収、再吸収、または侵食されて、埋込部位から消え去る材料またはステントの性質を指す。ＵＳ２０１０／０００４７３５に記載されているポリマースキャフォールドは、例えば、金属ステントとは対照的に、限られた期間のみ体内に残ることを意図されている。そのようなスキャフォールドは、生分解性、または生体内分解性のポリマーで作られる。多くの治療用途では、例えば血管の開通性及び／又は薬剤送達の維持という意図した機能が達成されるまでの限られた期間中は、ステントを体内に置いておく必要があろう。さらに、生分解性スキャフォールドは金属ステントと比べて、後期の血栓症発生率の低下につながる可能性があり、解剖学的管腔の治癒率を改善できることがわかっている。これらの場合、金属ステントとは対照的に、血管内での人工器官の存在を限られた期間とするために、ポリマースキャフォールド、特には生体内分解性ポリマースキャフォールドを用いて血管を治療したいという要望がある。しかし、ポリマースキャフォールドを開発する場合、克服すべき課題は多い。

ポリマースキャフォールドへの使用が考慮されるポリマー材料、例えば、ポリ（Ｌ−ラクチド）（「ＰＬＬＡ」）、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（「ＰＬＧＡ」）、Ｄ−ラクチドが１０％未満のポリ（Ｄ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）又はポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−Ｄ−ラクチド）（「ＰＬＤＬＡ」）、及びＰＬＬＡ／ＰＤＬＡ立体錯体については、ステントの形成に用いられる金属材料との比較を通じて、以下のいくつかの方法で説明できる。適切なポリマーの強度重量比は低く、これは、金属と同等の機械的特性を得るにはより多くの材料が必要であることを意味している。したがって、ストラット（支柱、構造部材）は、ステントが所望の半径で管腔壁を支持するのに必要な強度を持つべくより肉厚で、より幅広にしなければならない。このようなポリマー製のスキャフォールドも脆い傾向があり、または限定的な破壊靭性しか有さない。材料に固有の異方性及び頻度（速度）依存性の非弾性特性（すなわち、材料の強度／スティフネスが、材料が変形する率（速度）に依存して変化する）は、ポリマー、特に、ＰＬＬＡ又はＰＬＧＡ等の生体吸収性ポリマーとの働きを複雑にしている。

冠動脈中への埋め込みを意図されたポリマースキャフォールド、即ち冠血管スキャフォールドのためのチューブを作成する加工ステップについて、さまざまな研究がなされてきた。ＵＳ２０１１／００６２６３８（代理人整理番号６２５７１．３９０）を参照。これらの研究で調べられた特性は、例えば、半径方向強度（radialstrength）、半径方向スティフネス（堅さ、剛性）（radial stiffness）、極限ひずみ、半径方向に拡張されたスキャフォールドの破断、壁厚方向にわたる均質性であった。これらの研究の報告には、軸線方向拡張及び半径方向拡張の程度を異にする比の組み合わせ（ＵＳ２０１１／００６２６３８の表１）で変化させることによって機械的特性がどのように影響を受けるかに関する報告が含まれている。冠血管スキャフォールドには、半径方向延伸が約４００％そして軸線方向延伸が約２０％の押出ポリマーチューブが用いられてきた。この２軸延伸チューブはレーザを用いて切断されて冠血管スキャフォールドになる。

冠動脈に埋め込まれるステントは、血液が鼓動する心臓へ、及びそこから圧送される際の血管の周期的な収縮及び膨張に起因する、典型的には、本質的に周期性の半径方向荷重を主として受ける。しかし、末梢血管又は冠動脈の外側にある血管、例えば、腸骨動脈、大腿動脈、膝窩動脈、腎動脈、及び鎖骨下動脈に埋め込まれるステントは、半径方向力と、押し潰し又はピンチング（締め付け）の荷重、の両方を支えることができねばならない。これらの種類のステントは、身体の表面に近い血管に埋め込まれる。これらのステントが身体の表面に近いため、特に押し潰しまたはピンチング荷重を受けやすく、これらの荷重は、ステントを部分的に又は完全に潰し、それによって血管内の流体フローを閉塞してしまう。

主に半径方向荷重の影響に対抗するように設計された冠血管スキャフォールドと比べて、末梢血管スキャフォールドは、Ｄｕｅｒｉｇ、Ｔｏｌｏｍｅｏ、ＷｈｏｌｅｙのＯｖｅｒｖｉｅｗ ｏｆ ｓｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃ ｓｔｅｎｔ Ｄｅｓｉｇｎ、Ｍｉｎ Ｉｎｖａｓ Ｔｈｅｒ ＆ Ａｌｌｉｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌ ９（３／４）、ｐｐ．２３５−２４６（２０００）及びＳｔｏｅｃｋｅｌ、Ｐｅｌｔｏｎ、ＤｕｅｒｉｇのＳｅｌｆ−Ｅｘｐａｎｄｉｎｇ Ｎｉｔｉｎｏｌ Ｓｔｅｎｔｓ − Ｍａｔｅｒｉａｌ ａｎｄ Ｄｅｓｉｇｎ Ｃｏｎｓｉｄｅｒａｔｉｏｎｓ、Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ（２００３）において、金属製ステントに対して検討されている、押し潰し又はピンチング荷重と半径方向荷重との間の著しい相違を考慮しなければならない。それに対応してステントの押し潰し及び半径方向スティフネス特性も劇的に変わってくる。したがって、ある程度の半径方向スティフネスを有するステントは、一般的に言って、そのステントが持つピンチング・スティフネスの程度も示し得ない。これら２つのスティフネス特性は同一でもなく、同様でさえもない。

押し潰し荷重に加えて、末梢血管用のスキャフォールドは、冠血管スキャフォールドとは対照的に、全く異なる時間変化負荷を経験する。この経験は、ステントの用途適合性の従来の尺度、即ちその半径方向強度／スティフネスが、末梢血管埋込みスキャフォールド（「末梢血管スキャフォールド」）が、必要とする間、末梢血管内で支持を提供する時間依存性の機械的特性を有するかどうかの正確な尺度ではないという範囲の経験である。これは、末梢血管用スキャフォールドが冠血管用スキャフォールドとは著しく異なる環境に置かれるからである。血管のサイズはより大きい。そして、血管は、特に付属肢（appendage）の近くに位置する場合、より大きく動く。したがって、末梢血管用のスキャフォールドは、軸線方向負荷、曲げ負荷、ねじり負荷、及び半径方向負荷の組み合わせを含む、より複雑な負荷に耐える必要がある。例えば、Ｂｏｓｉｅｒｓ， Ｍ．及びＳｃｈｗａｒｔｚ， Ｌ．、Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ Ｂｉｏｒｅｓｏｒｂａｂｌｅ Ｓｃａｆｆｏｌｄｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｓｕｐｅｒｆｉｃｉａｌ Ｆｅｍｏｒａｌ Ａｒｔｅｒｙ，ＳＦＡ： Ｃｏｎｔｅｍｐｏｒａｒｙ Ｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ（「Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎｓ ｉｎ ｔｈｅ ＳＦＡ」欄）を参照。末梢血管埋込みステント及びスキャフォールドに対するこうした挑戦も、関連する挑戦も、ＵＳ２０１１／０１９０８７２（代理人用整理番号１０４５８４．１０）で検討されている。特に、歩行に伴う軸線方向負荷が、スキャフォールドストラットの破損の主要原因であることが見出された。

支持をそれ以上必要としなくなるまで、血管に対する機械的支持を提供するよう十分に長い期間その構造的完全性を維持できる、末梢血管を治療するための人工器官（プロステーゼ、prosthesis）を開発する必要がある。リコイル（recoil 反動・反跳）量が調節された又は低減された、しかも血管運動の程度が高い領域に必要な所望の軸線方向及び半径方向強度並びに靭性を提供できるような人工器官を更に開発する必要がある。

これらのニーズに応じて、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールドに課せられた要求を充たすために好適な機械的特性を有する、２軸延伸チューブから形成される、末梢血管埋込み可能な生体内分解性ポリマースキャフォールドが提供される。バランスよく組み合わせられ、等方性である又は異方性の少ない２軸延伸チューブを有し、（２軸延伸中の）全ひずみの程度が相対的に高い末梢血管スキャフォールドを形成して判明したことは、そのようなスキャフォールドは、構造支持を提供すること、そして血管内でのその構造的完全性を維持する、より高い能力を備えるという点である。

冠血管スキャフォールドへと形成されるチューブは、４００％の半径方向延伸及び２０％の軸線方向延伸を含む延伸プロセスに従って作成され、それによって、軸線方向対半径方向の荷重方向に関して非常に大きい異方性配向を有するチューブを製造する、即ち、チューブの材料は主に周方向ポリマー配向を有する。試験において、末梢血管に対して、よりバランスのとれた２軸ポリマー配向を持つスキャフォールドは疲労破壊耐性を向上できることが見出された。実際に、軸線方向疲労破壊耐性は、より多くの２軸ポリマー配向（延伸比４００／２００）を持つチューブを用いて向上したことが発見された。さらに、破損時の伸びは、異方性チューブの材料が２時間を超えて水分に曝露されると、現行の延伸プロセス（４００／４５）により製造されるチューブに対して軸線方向及び周方向の配向に劇的な変化が生ずることが発見された。一方、乾燥した材料に対しては、ほとんど差がなかった。また、少なくとも６日間の水（３７℃）への曝露後、よりバランスのとれた、又は均一な２軸ポリマー配向（例えば、延伸比２、１、又は２から１の間）を有するチューブについて、破損時の伸びは、軸線方向と周方向との間の相違は何ら観察されなかった。

調節（４００％半径方向及び４５％軸線方向）と４００％及び２００％とを比較する試験では、後者は軸線方向のひずみがより大なので、半径方向強度／スティフネスをいくらか欠いたことが示された。軸線方向の破損耐性をより高めることによって、半径方向の機械的強度がある程度失われる。しかし、（機械的強度の）低下はそれ程でもなかった。加えて、（４００％／２００％）延伸は、１時間後のリコイルを向上させ、又そのスキャフォールドは、リコイルが２４時間後に横ばいとなるレベルに迅速に達する。そのレベルは、制御群と比較した場合に、改善されたものである。

本発明の一の態様によれば、軸線方向疲労試験、半径方向強度、及びリコイルにより観察された結果から、２軸方向の異方性の少ないチューブの材料が、末梢血管用の良好なスキャフォールドを生成することを示唆している。好ましい延伸比は約２であり、これは約１又は１未満の、３７℃で６日間浸漬後の伸び比（周方向／軸線方向）を生じる。

本発明の一態様によれば、リング構造を形成するバルーン拡張型スキャフォールドが存在する。スキャフォールドは、半径方向対軸線方向の延伸の比が約２又は２未満であるバランスのとれた２軸延伸チューブから形成される。各リングは、２つ以下のリンクによって隣接するリングに接続され、各リングは、ストラット（strut）（支柱、構造部材））構成要素によって形成される少なくとも８つの冠部又は１２の冠部を有している。

本発明の第１の態様によれば、バルーン拡張され、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールド、かかるスキャフォールドを作成する方法、又はバルーンにクリンプ（圧縮、縮径）されるスキャフォールドがあり、２軸延伸、全ひずみ、及び／又は破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有するスキャフォールドは、他の機械的特性に重大な悪影響を及ぼすことなく、軸線方向における向上した靭性を与える。

本発明の第２の態様によれば、バルーン拡張され、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールド、又はかかるスキャフォールドを作成する方法、又はバルーンにクリンプされるスキャフォールドがあり、２軸延伸、全ひずみ、及び／又は破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有するスキャフォールドは、急性期（短時間）、埋込みから１時間、１日、及び埋込みから１週間の間に、向上したリコイル特性を提供する。

本発明の第３の態様によれば、バルーン拡張され、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールド、かかるスキャフォールドを作成する方法、又はバルーンにクリンプされるスキャフォールドがあり、スキャフォールドは２軸延伸、全ひずみ、及び／又は破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有し、スキャフォールドはリング当たり最大でも２つのリンクと８又は１２の冠部を有する。

本発明の第４の態様によれば、バルーン拡張され、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールド、かかるスキャフォールドを作成する方法、又はバルーンにクリンプされるスキャフォールドがあり、スキャフォールドは２軸延伸、全ひずみ、及び／又は破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有し、スキャフォールドは、クリンプ前直径を有するか、又は５ｍｍを超えるか、又は拡張直径又は拡張後直径よりも約１．１、１．０、１．２、１．３、１．４、１．５又は約１．０〜１．５倍大きいチューブ直径からできており、クリンプされた直径よりも約２、２．５、３、又は３．５倍大きい拡張された直径又はクリンプ前直径；及び／又は、７ｍｍの外径及び／又は０．２７９ｍｍの壁厚を有する。

本発明の第５の態様によれば、バルーン拡張され、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールド、かかるスキャフォールドを作成する方法、又はバルーンにクリンプされるスキャフォールドがあり、２軸延伸、全ひずみ、及び／又は破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有するスキャフォールドは、１０％のリコイル量及び拡張直径の９０％を超える拡張後直径を生じる。

本発明の第１、第２、第３、第４、及び第５の態様のそれぞれに対して、２軸延伸は、半径方向において約４００〜５００から、そして、軸線方向において約１５０〜２００からの範囲に及んでいてもよく、ＲＥ／ＡＥ（半径方向延伸／軸線方向延伸）の比は、約２と１との間、２．５対１、３対１、及び４対１であってもよい。

２軸延伸チューブ、スキャフォールド、又はバルーンにクリンプされるスキャフォールドに関する本発明の第１、第２、第３、第４、及び第５の態様のそれぞれに対して、軸線方向及び半径方向におけるスキャフォールド／チューブの材料のモフォロジ（形態と構造）は、約２、２未満、１未満、又は２〜１の間の半径方向対軸線方向延伸比に起因する、即ち前記比から得られるポリマー結晶の好ましい配向を備え；及び／又は、その材料は約１又は１未満の破損時における半径方向対軸線方向伸び比を有する。

本発明の別の態様によれば、バランスのとれた２軸延伸チューブから形成され、隣接するリング構造を接続する最大でも２つのリンクを有し、スキャフォールドが血管に機械的支持を提供するのに必要な期間、例えば、埋込み後、最初の約１、２、又は３ヶ月間のスキャフォールドの疲労寿命を延ばすよう、増加した数の冠部を持っている、又は持っていないスキャフォールドが提供される。テストにより、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールドに対して、特に、付属肢の動脈内に位置するスキャフォールドに対して、スキャフォールド構造の損傷は、多くの場合、繰り返し行われる軸線方向圧縮／伸張及び曲げにより発生することが明らかとなった。スキャフォールドは一般に、半径方向、軸線方向、曲げ及びねじり荷重の複合及び時間変動の組み合わせを受けるが、従来のスキャフォールド設計は、繰り返しによる周期的な軸線方向荷重及び曲げ荷重、例えば、６か月間にわたる歩行に相当すると考えられる５００，０００サイクルの７％の軸線方向圧縮／伸張により、亀裂形成を大変に受けやすいことがわかっている。リング構造間で繰り返される衝突、リンクの長手方向の座屈（曲がり）、又は軸線方向スティフネスと曲げスティフネスの低減から生じる可能性のある他の挙動は、ｉｎ−ｖｉｖｏ（体内に関する）研究に基づいて、血管支持又はスキャフォールド完全性に対して重大な悪影響を及ぼすことが見出された。

別の実施の形態によれば、末梢血管に埋め込まれる医療装置は、半径方向に拡張されるポリマーチューブから形成されるバルーン拡張スキャフォールドを含み、リンクによって相互接続されるリングのネットワーク（網目構造）を形成するスキャフォールドは、リング当たり少なくとも８又は１２の冠部と、隣接するリングの実質的にすべてのペア（対）に接続する最大でも２つのリンクとを含み、スキャフォールドのいずれのリングに対しても、リンクに接続される各冠部の各側部（両側）に、等しい数の支持されていない冠部が存在する。２つのリンクにより、構造部は、軸方向の荷重と曲げを受けている間に誘導される応力を良好に吸収／分布させることができる。さらに、構造部の総疲労寿命は、２つのリンクが用いられた場合に著しく増加することが見出された。加えて、リンクを中心とする冠部又は頂部の対称性は、応力をより均一に分布させる手助けをするか、又は、冠部付近の応力集中を減らして、軸方向の荷重と曲げを受けている間の疲労寿命の向上を手助けする。

本明細書に記載したすべての刊行物及び特許出願は、あたかもそれぞれ個々の刊行物及び特許出願が具体的に、そして個々に引用して組み込まれるよう指示されたものと同等の範囲で、引用してここに組み込む。組み込まれる刊行物又は特許と本明細書との間に用語及び／又は語句のいずれかの一貫性のない使用が存在する場合、これらの用語及び／又は語句は、本明細書中で用いられる用法と一致する意味を有する。

変形したポリマーチューブの斜視図である。チューブはスキャフォールドに形成される。

異なる２軸延伸比を有するチューブからできているスキャフォールドのストラット、リンクの数、及び不連続性の総数を示すグラフの図である。試験は、６か月間の歩行をシミュレートした軸線方向疲労試験である。

異なる２軸延伸比を有するチューブから形成されるスキャフォールドの破損時における軸線方向伸びを示すグラフの図である。伸びは、乾燥、３７℃の水中に２時間浸漬、及び同条件で６日間浸漬、の３ケースに対して示されている。

異なる２軸延伸比を有するチューブから形成されるスキャフォールドの破損時における半径方向伸びを示すグラフの図である。伸びは、乾燥、３７℃の水中に２時間浸漬、及び同条件で６日間浸漬、の３つのケースに対して示されている。

異なる２軸延伸比を有するチューブから形成されるスキャフォールドの正規化された半径方向強度（Ｎ／ｍｍ）を示すグラフの図である。半径方向強度は、軸線方向疲労試験前後のスキャフォールドに対して示されている。

異なる２軸延伸比を有するチューブから形成されるスキャフォールドのうちの２つの２４時間半径方向リコイルを示すグラフの図である。

スキャフォールドの第１の実施の形態によるスキャフォールドパターンの部分平面図である。

スキャフォールド構造の部分斜視図である。

スキャフォールドの第２の実施の形態によるスキャフォールドパターンの部分平面図である。

図９のセクションＶＡ−ＶＡで切り取ったスキャフォールドパターンの一部の平面図である。

図７のセクションＶＢ−ＶＢで切り取ったスキャフォールドパターンの一部の平面図である。

図１１Ａは、本開示の態様によるスキャフォールドの特徴の例を示す表の図である。 図１１Ｂは、本開示の態様によるスキャフォールドの特徴の例を示す表の図である。

図１２Ａは、脚部の浅大腿動脈内に埋め込まれるスキャフォールドに関する複合的な負荷環境を示す図である。 図１２Ｂは、脚部の浅大腿動脈内に埋め込まれるスキャフォールドに関する複合的な負荷環境を示す別の図である。

以下の通りに、開示を進めていく。先ず、後に続く開示で用いることになる用語を定義する。前駆体から変形ポリマーチューブを形成するプロセスの実施の形態について開示する。開示によれば、潰れ回復可能な及びバルーン拡張可能なスキャフォールドは、破壊靭性を含むスキャフォールドの機械的特性の強化を目的とするプロセスによって形成されるチューブ（図１）から切り取られる。このプロセスを検討した後、スキャフォールドに加工されるチューブに対する最良の又は改良された２軸延伸を決定するためになされた研究について述べる。最後に、２つの好ましいスキャフォールドの設計を開示する。

本開示のために、以下の用語及び定義を適用する。

用語「約」は、記載された値よりも１０％、５％、もしくは２％大あるいは未満、又は記載の平均値からの１シグマのばらつきを意味する。

「基準血管直径」（ＲＶＤ）は血管の病変部位に隣接する領域内の血管の直径であって、その領域は正常に見える、又はごくわずかに病変があるように見える領域である。

「最小管腔直径」（ＭＬＤ）は、最も径が縮小した部位における血管病変部位の直径である。

％「直径再狭窄」（％ＤＳ）は、基準血管直径と最小管腔直径との間の差の百分率、すなわち（ＲＶＤ−ＭＬＤ）／ＲＶＤである。

「急（急性）増加」は、処置前と処置後の最小管腔直径の差として定義される。

「後期損失」は、処置後又は経皮的冠インターベンション（ＰＣＩ）後の最小管腔直径とフォローアップ（追跡検査）時の最小管腔直径との差として定義される。

「膨張直径」又は「拡張直径」とは、支持バルーンが膨張してスキャフォールドをそのクリンプされた構成から拡張し、スキャフォールドを血管内に埋め込む場合にスキャフォールドが達する直径を指す。膨張直径は、公称バルーン直径を超えて膨張した後のバルーン直径を指してもよい。それは、例えば、６．５ｍｍのバルーンが約７．４ｍｍの膨張後直径を有する、あるいは６．０ｍｍのバルーンが約６．５ｍｍの膨張後直径を有するということである。バルーンの公称直径対膨張後直径の比は１．０５から１．１５の範囲であってよい（すなわち、膨張後直径は、公称バルーン直径より５％から１５％大きくてもよい）。バルーン圧力により膨張直径に達した後のスキャフォールド直径は、主に、スキャフォールドの製造及び加工の方法、スキャフォールドの材料並びにスキャフォールドの設計の何れか又はすべてに関係するリコイル（跳ね返り）効果によってある程度まで径が縮小する。

スキャフォールドの「膨張後直径」（ＰＤＤ）とは、その拡張直径に達した後、バルーンを患者の血管系から除去した後のスキャフォールドの直径を指す。ＰＤＤは、リコイル効果の原因となる。例えば、急性ＰＤＤとは、スキャフォールド内の急性リコイルの原因となるスキャフォールド直径を指す。

「クリンプ前直径」は、チューブ又はバルーンへクリンプされる前のスキャフォールドの外径（ＯＤ）を意味する。同様に、「クリンプ直径」は、バルーンへリンピングされたときのスキャフォールドのＯＤを意味する。「クリンプ前直径」は、クリンプ後直径の２、２．５、３．０倍であってもよく、拡張直径又は膨張後直径の約０．９、１．０、１．１、１．３倍及び約１から１．５倍であってもよい。

「リコイル」は、材料の塑性／非弾性変形後の材料の反応を意味する。スキャフォールドがその弾性域を超えて半径方向に良好に変形し、外圧（例えば、管腔表面へのバルーン圧）が除去された場合、スキャフォールド直径は、外圧がかけられる前のその初期状態に戻る傾向がある。したがって、スキャフォールドはかけられたバルーン圧力により半径方向に拡張され、バルーンが除去された場合、スキャフォールドは、バルーン圧力がかけられる前のより小さな直径、すなわちクリンプ直径に向かって戻る傾向がある。埋込後３０分以内のリコイルが１０％で、拡張直径が６ｍｍであるスキャフォールドは、５．４ｍｍの急な膨張後直径を有する。バルーン拡張スキャフォールドに対するリコイル効果は長期間にわたって発生し得る。スキャフォールドの埋込後検査では、埋込後約１週間にわたりリコイルが増加することが分かっている。特に記載のない限り、「リコイル」は、スキャフォールドの半径方向（軸線方向又は長手方向に対立する方向）に沿うリコイルを意味する。

「急性リコイル」は、血管への埋込後、最初の約３０分以内のスキャフォールド直径減少率として定義される。

ガラス転移温度（本明細書中「Ｔｇ」という）は、ポリマーのアモルファス領域が大気圧において脆いガラス状態から固体変形可能又は延性状態に変化する温度である。言い換えれば、Ｔｇは、ポリマー鎖におけるセグメント運動が始まる温度に相当する。所定ポリマーのＴｇは加熱速度に依存し、ポリマーの熱履歴の影響を受ける。その上、ポリマーの化学構造は、ポリマー鎖の運動性に影響を与えることによって、ガラス転移に重大な影響を及ぼす。Ｔｇの下限はＴｇ−ＬＯＷであり、中間点はＴｇ−ＭＩＤ及び上限はＴｇ−ＨＩＧＨである。

「応力」は、力が対象となる材料の面内の小面積に作用している状態での、単位面積あたりの力を指す。応力は、面の法線成分と平行成分とに分けることができ、それぞれ法線応力及び剪断応力と称する。例えば、引張応力は、対象材料の拡張（長さの増加）を招くように加えられる応力の法線成分である。さらに、圧縮応力は、対象材料に加えられる圧縮（長さの減少）を生み出す応力の法線成分である。

「ひずみ」は、応力又は負荷が加えられたときに材料内に生じる伸び又は圧縮の量を指す。ひずみは、元の長さに対する比率又は百分率、すなわち、長さを元の長さで除した変化として表してもよい。したがって、ひずみは、伸びではプラス、圧縮ではマイナスの値となる。

「弾性係数」は、材料に加えた応力つまり単位面積あたりの力の成分を、加えた力の軸線方向のひずみ（加えた力の結果であるひずみ）で除した比率として定義される。例えば、材料は引張り及び圧縮の弾性係数を有する。

「靭性」又は「破壊靭性」は、破壊前に吸収されるエネルギー量、すなわち、材料を破壊するために必要な仕事量に相当する。靭性の一の尺度は、ひずみゼロから破壊時のひずみまでの応力−ひずみ曲線の下側の面積である。応力は材料に作用する引張力に比例し、ひずみは材料の長さに比例する。したがって、曲線の下側の面積は、ポリマーが破断する前に伸張した距離に対する力の積分値に比例する。この積分値は、サンプル（試験片）を破断させるために必要な仕事（エネルギー）である。靭性は、サンプルが破断する前に吸収できるエネルギーの尺度である。靭性と強度とは異なる。強度はあるが靭性の無い材料は脆性材料であると言える。脆性材料は強度があるが、破断前に大きく変形できない。

ここで用いるとき、用語「軸線方向」及び「長手方向」は、互換的に使用され、ステントの中央軸線又はチューブ状構造の中央軸線と平行又は実質的に平行な方向、向き、又は線を指す。用語「周方向」はステント又はチューブ状構造の円周に沿う方向を指す。用語「半径方向」は、ステントの中心軸線又はチューブ状構造の中心軸線に垂直又は実質的に垂直な方向、向き、又は線を指し、時に、周方向の特性、すなわち半径方向強度を説明するために用いられる。

用語「つぶれ回復性」は、スキャフォールドが締め付け負荷又はつぶれ負荷からどれほど回復するかを記述するために使用され、用語「つぶれ耐性」は、スキャフォールドの永久変形を引き起こすのに要する力を記述するために使用される。良好なつぶれ回復性を持たないスキャフォールド又はステントは、実質的に、つぶす力が除去された後に元の直径まで戻らない。先に指摘したように、所望の半径方向力を有するスキャフォールド又はステントが、容認し得ないつぶれ回復性を有する可能性がある。そして、所望のつぶれ回復性を有するスキャフォールド又はステントが、容認し得ない半径方向力を有する可能性がある。スキャフォールドのつぶれ回復性及びつぶれ耐性の態様は、ＵＳ２０１１０１９０８７１においてより詳細に説明されている。

用語「モフォロジ（形態学又は形態と構造）」とは、ポリマーの結晶化パーセント、ポリマー内の結晶の相対的大きさ、ポリマー内の結晶の空間分布における均一度、及び分子及び／又は結晶の長距離秩序（long range order）又は好ましい配向の度合いによって、少なくとも部分的に特徴付けられてもよいポリマーの微細構造を指す。モフォロジは、ゴム強化材料における相分離の度合いを指してもよい。結晶化パーセンテージとは、ポリマー中の結晶領域のアモルファス領域に対する割合を指す。ポリマー結晶は、そのサイズを変えることができ、場合によっては、核を中心として幾何学的に配列され、かかる配列は、好ましい方向性のある配向を有していても、そうでなくてもよい。ポリマー結晶は、追加のポリマー分子がポリマー分子鎖の秩序配列と結合するように、核から外方に成長してもよい。かかる成長は、好ましい方向性のある配向に沿って生じてもよい。

バルーン拡張スキャフォールドへと形成される延伸加工されたチューブ（図１）への元のチューブ、即ち前駆体、の２軸延伸の程度は、半径方向延伸（ＲＥ）及び軸線方向延伸（ＡＥ）で表現される：

ＲＥ％＝［（延伸チューブ内径）／（前駆体内径）−１］×１００

ＡＥ％＝［（延伸チューブ長さ）／（前駆体チューブ長さ）−１］×１００

大腿動脈は、様々な力が、本装置を同時に、潰したり、捩ったり、伸ばしたり、縮めたりするような、血管埋込みに対する動的環境をもたらす。図１２Ａ乃至図１２Ｂは、脚部の大腿動脈に作用するこれらの力の性質を示している。力の印加は、点荷重から分散荷重までの間、又はその組み合わせで変化するかもしれず、時間の関数として変化するかもしれない。最近の成果では、高結晶性ＰＬＬＡ製の生体再吸収性スキャフォールドが、血管へ恒久的で一定の半径方向外向きの力を生起することなく潰れ回復性を提供できることが示されている。恒久的で一定の半径方向外向きの力は、ニチノール自己拡張ステントに伴う後期臨床的問題の原因であるかもしれない。しかし、生体再吸収性スキャフォールドによる更なる挑戦は、それらスキャフォールドに時間の関数としての最適な破損耐性を持たせることである；即ち、様々な動的負荷環境の下での、それらスキャフォールドの疲労寿命又は生存性を向上させることである。

血管スキャフォールドの破損耐性は、設計及び材料だけでなく製造プロセス及び展開パラメータにも依存する。したがって、スキャフォールドを均一に拡張し、展開することができるプロセス、設計、及び送達システムを有することが特に必要である。非均一な展開の結果として、スキャフォールドの種々のストラット及び冠部は、疲労寿命に有害な影響を及ぼす全く異なる力及び動きにさらされる可能性がある。

図７及び図９に図解するポリマースキャフォールドは、図１に示すようなポリ（Ｌ−ラクチド）（「ＰＬＬＡ」）チューブ１０１から形成される。チューブ１０１を形成するプロセスは、チューブ前駆体の押出し成形から始まる。ポリマーの溶融温度を超えて加熱されたＰＬＬＡ樹脂原料は、続いて、２３７℃（華氏４５０度）の好ましい押出し温度で型を介して押出し成形される。プロセスのこのステップのさらなる詳細は、ＵＳ２０１１／００６６２２２（以後、’２２２公報とする）に記載されている。前駆体に対し、好ましくはブロー成形を用いて、慎重に制御した半径方向及び軸線方向の延伸加工が続いて行われる。この延伸プロセスを用いることにより、前駆体に端を発するスキャフォールドの所望の機械的特性が生み出される。望ましい特性には、例えば、結晶性、壁厚及び「真円度」、降伏強さ、スティフネス及び破壊靭性等の寸法的及び形態的な均一性が含まれる。結果として得られたチューブ１０１は、次に、レーザ切断プロセスによりスキャフォールドに形成される。

前駆体の延伸は、前駆体の押出し成形中の圧力、速度、及び温度を含む慎重に制御されるパラメータを用いて行われる。延伸は、所望の結果が得られるように所定量分だけ軸線方向及び半径方向の両方向で発生するのが好ましい。ＰＬＬＡ前駆体は、ＰＬＬＡガラス転移温度（即ち６０〜７０℃）を超えるが、溶融温度未満（１６５〜１７５℃）、好ましくは、約１１０〜１２０℃に加熱される。

好ましいブロー成形プロセスは、前駆体の長手方向軸線に沿った所定の長手方向速度で、前駆体を徐々に変形させる。チューブ変形プロセスは、以下でより詳細に説明するように、ポリマー鎖を半径方向及び／又は２軸方向に配向することを意図している。上記のように、再配置を生じる配向又は変形は、変形プロセス中に材料の結晶性及び結晶の種類の形成に影響を及ぼすよう、例えば、圧力、熱（即ち、温度）、変形率等の処理パラメータの厳密な選択に従って行われる。

代わりの実施の形態において、チューブは、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）、ポリ（Ｄ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（「ＰＬＧＡ」）、ポリカプロラクトン（「ＰＣＬ」）、他の適切な半結晶性コポリマー、又は、これらのポリマーの混合物からできていてもよい。ゴム強化材料も、ブロックコポリマー又は上記材料とポリカプロラクトン、ポリエチレングリコール、及びポリジオキサノン等の低Ｔｇ材料との組み合わせのポリマーブレンドを用いることによって達成されてもよい。代わりに、多層構造体を押出し成形するようにしてもよい。材料選択は、多くの末梢血管位置、特に四肢に近い位置、に関連する複雑な負荷環境を考慮するときに制限されることになる。

ブロー成形は、第１に、チューブ前駆体（即ち、前駆体）を中空の円筒状部材つまり型の内部に位置決めすることを含む。型は、前駆体の外径又は表面の変形を型の内径に制限することによって前駆体の半径方向変形の程度を制御する。型内にある間、前駆体の温度は、変形を容易にするようＰＬＬＡのＴｇよりも高い。この温度は、「延伸温度」又は「プロセス温度」と称する処理パラメータである。延伸温度までの加熱は、ガスを延伸温度まで加熱し、加熱されたガスを、前駆体を収容する型の外面上へ吐出することによって達成できる。

型内にある間、前駆体の一端は封止される、又は閉鎖される。したがって、前駆体の他端へのガスの導入は、前駆体の外面と型の内面との間の領域において雰囲気圧（大気圧）に対する内部流体圧を増加させる。この内部流体圧は、「延伸圧力」又は「プロセス圧力」と称する処理パラメータである。延伸圧力を生じるために用いることのできるガスの例は、周囲空気（大気）、実質的に純粋な酸素、実質的に純粋な窒素、及び他の実質的に純粋な不活性ガスを含むがこれらに限定されるものではない。他のブロー成形プロセスパラメータと組み合わされて、延伸圧力は、前駆体が図１に示すチューブ１０１を生じるよう半径方向及び軸線方向に変形する速度に影響を及ぼす。ブロー成形は、前駆体の一端を引っ張ることを含んでもよい。別の処理パラメータである張力は、前駆体の他端を定置保持する間に、一端へ印加される。半径方向及び軸線方向に変形させられた前駆体は、次に、圧力を下げる、及び／又は、張力を下げる、前又は後のいずれかに、Ｔｇ超からＴｇ未満まで冷却されてもよい。制御された温度での、又は制御された温度降下率での冷却は、チューブ１０１が半径方向延伸及び軸線方向延伸の後に適切な形状、大きさ、及び長さを確実に維持することに役立つ。Ｔｍ及びＴｇ間の温度範囲にわたる徐冷は、結果としてアモルファス鎖配向を損ない、完成スキャフォールドにおける破壊靭性の低下の原因となるかもしれない。必ずしもではないが、変形した前駆体は、好ましくはチューブ延伸加工中に形成された鎖配向を維持するように、比較的冷たい気体又は液体中で、Ｔｇ未満の温度まで急速に冷却、つまり急冷する。次に、冷却後の変形した前駆体からはチューブ１０１が生成され、このチューブは、図４及び図７に示されるスキャフォールドを生成するよう切断されてもよい。ＵＳ２０１２／００７３７３３（代理人用整理番号１０４５８４．１４）の図２Ａ乃至図２Ｄは、ポリマーチューブの半径方向及び軸線方向の同時変形のための成形装置５００を略示する。

静的結晶化はポリマー溶融物から生じることができるが、これは、単にポリマー変形により生じる結晶化とは区別すべきである。一般に、静的結晶化は、ポリマーのＴｇとＴｍ間の温度で半結晶ポリマーの状態で生じる傾向がある。この範囲での静的結晶化の速度は温度によって異なる。Ｔｇ近傍では、核形成速度は比較的高く、静的結晶成長速度は比較的低；それ故ポリマーはこれらの温度において小さい結晶を形成する傾向がある。Ｔｍ近傍では、核形成速度は比較的低く、静的結晶成長速度は比較的高い；それ故ポリマーはこれらの温度において大きい結晶を形成する。

先に指摘したように、結晶化もポリマーの変形により生じる。変形によりポリマー鎖は長く延伸され、場合によっては、結果として特定の方向に概して配向される繊維状結晶を生じる。ＰＬＬＡ製のポリマーチューブを、Ｔｇを超える特定の延伸温度でブロー成形によって変形することは、結果として、変形により誘発される結晶化と温度により誘発される結晶化との組み合わせを生じる。

上で指摘したように、ポリマーの変形する能力は、ブロー成形温度（「延伸温度」）によって決まるとともに、印加される内圧（「拡張圧力」）及び張力によっても決まる。温度がＴｇを超えて上昇するにつれて、分子配向は、印加される応力によってより容易に誘発される。また、温度がＴｍに近づくにつれて、静的結晶成長速度は上昇し、静的核形成速度は低下する。したがって、上記のブロー成形プロセスが、結晶化パーセンテージ、結晶サイズ、結晶分布の均一性、及び好ましい分子又は結晶配向に同時に影響を及ぼすすべての処理パラメータの複雑な相互作用に関わることも正しく理解されよう。先に言及したように、好ましい実施の形態においては、ＰＬＬＡチューブは、すべてＰＬＬＡでできていた。最大約２０％、及び、より狭い約５％から約１５％の初期（ブロー成形前）結晶化パーセンテージを有するＰＬＬＡ前駆体のためのブロー成形プロセスパラメータに対する好ましいレベルを、以下に示す。出願人は、以下に示すブロー成形プロセスパラメータレベルが、結果として、５０％未満、及び、より狭い約３０％から約４０％の結晶化パーセンテージを有する変形ＰＬＬＡチューブを生じると考えている。延伸後、チューブ１０１は上昇された温度に長期間さらされてもよい。一の実施の形態において、ＰＬＬＡチューブ１０１は、チューブをレーザ切断してスキャフォールドを形成する前に、約４０〜５０℃の間、又は約４７℃の温度にさらされる。このステップは、延伸されたチューブを急冷した後に行う。プロセス内に含むことのできる、後続の、長期にわたる上昇温度への曝露は、通常のアニールプロセスよりもはるかにゆっくりとした変形前駆体における内部応力の緩和を誘導することを目的としている。そのプロセスは、「冷間結晶化プロセス」として考えてもよい。

以下は、末梢血管に埋め込まれるポリマースキャフォールドの作成に用いる最良の又は改良されたチューブ形成を判定するために行われた研究の検討である。この研究は、主に、２軸方向に延伸されたチューブのどのタイプが、スキャフォールドの他の機械的特性に悪影響を及ぼすことなく、末梢血管に埋め込まれるスキャフォールドのためのストラット破断及び亀裂伝播の速度又は数を減少させる可能性があるかを判定することに向けられた。事前のスキャフォールドは、４００〜４５０％（ＲＥ）と２０〜４５％（ＡＥ）との間の２軸延伸を有するチューブから形成された。

３つの異なる半径方向及び軸線方向延伸ペアによる２軸延伸されるＰＬＬＡ前駆体チューブに用いられる処理パラメータを表１に要約する。

４００／２００、２００／２００、及び４００／４５の２軸延伸のケースに加えて、研究では、４８０／４５の２軸延伸チューブを考慮した。４００／４５のケースは、スキャフォールドのためのひとつの既存のチューブ形成を表す制御のケースである。

表１によるチューブ形成後、チューブ及びチューブから形成されるスキャフォールドの両方に対して、異なる２軸延伸の関数として変化する半径方向強度及び破損時における伸び等の機械的特性を評価するよう種々の試験を行った。行った試験を表２に要約し、以下で詳細に説明する：

各試験に対し、統計を取るために３〜５個のサンプルを用いた。試験の結果を、図２乃至図６及び以下に要約する。

Ｖ７９スキャフォールド（図７、図１０Ｂ、及び図１１Ｂで説明される）は、壁厚０．２８ｍｍ（０．０１１インチ）及び外径７ｍｍである。イヌの骨サンプル（イヌの骨状サンプル）が作成されたチューブの壁厚及び外径はスキャフォールドと同じであった。スキャフォールドは、Ａｂｂｏｔｔ Ｖａｓｃｕｌａｒ， Ｉｎｃから入手可能なＦｏｘＳＶ（商標）０．０１８ＰＴＡカテーテルにスキャフォールドをクリンプすることにより用意した。外径７．０スキャフォールドを、米国特許出願１３／６４４，３４７（代理人用整理番号６２５７１．６７５）に記載されているプロセスに従って２．０３ｍｍの外径にクリンプした。クリンプしたスキャフォールドを電子線殺菌し、バルーンを、ＰＴＡカテーテルに対する通常のバルーン膨張プロトコル（方式）に従って外径５．４ｍｍまで膨張させた。試験において、スキャフォールドは、内径５．４（スキャフォールドの外径）のポリカーボネートブロック内へと展開される。軸線方向疲労試験において、スキャフォールドは、内径５．０ｍｍのチューブへと展開された。

試験Ａは、大腿動脈に埋め込まれ、通常の歩行により生じるこれらの繰返し負荷をかけられる場合の末梢血管スキャフォールドへの軸線方向負荷環境をシミュレートする。この種類の負荷が、スキャフォールドストラットの破損に対する大きな要因であることが判明した。このように、これは、末梢血管スキャフォールドの適合性を評価する良好なベンチマークであると考えられる。約１００万回の軸線方向負荷サイクルは、平均的な人間による１年間の歩行を表すと推定される。好ましい実施の形態によるスキャフォールドに対して、最も関心のある期間は６ヶ月であり、この期間は、６日間にわたる加速した周期的軸線方向負荷（６日間の経過にわたる５００，０００サイクル）を行うことによって推定できる。６日間の負荷期間を通して、スキャフォールドは、温度３７℃（体温）の水中に浸漬される。試験Ａによる平均及び標準偏差値（ｎ＝５）を、図２に示す。

試験Ｂ及びＣ（材料試験）に対し、リング状及びストリップ（帯）状のイヌの骨サンプルは、レーザを用いて２軸延伸チューブから切り取られ、次いで、（スキャフォールドが埋め込まれる前には殺菌されるように）電子線殺菌された。イヌの骨が、例えば、軸線方向疲労負荷及び（以下で検討するような）水和作用による変化を受けた場合のスキャフォールドの挙動をより良く理解するために、２軸延伸材料の軸線方向及び周方向特性を測定するように選択された。試験Ｂ及びＣの両方に対して、破損時における伸びは、３つのケースに対し室温で測定された：３７℃の水中に６日間浸漬されたイヌの骨、３７℃の水中に２時間浸漬されたイヌの骨、及び水中に浸漬されていないイヌの骨。

破損時における半径方向又は周方向の伸び（試験Ｂ）に対して、リングを、壁厚０．０１１及び外径７のチューブから切り取り、狭窄部（狭く形成した部分）を、周方向の破損時における伸びを測定するよう（レーザを用いて）形成した。リングに、５０ｍｍ／分の速度で均一の半径方向外側の負荷をかけ、破損するまで周方向ひずみを測定した。試験Ｂによる平均及び標準偏差値（ｎ＝５）を図３に示す。

破損時における軸線方向の伸び試験（試験Ｃ）に対して、ストリップ（細くて薄い板状の部材）を（レーザを用いて）チューブから切り取り、破損時における軸線方向の伸びを測定するよう、狭窄部をそのストリップに形成した。ストリップは、５０ｍｍ／分の速度で軸線方向の引張荷重をかけ、破損するまで軸線方向ひずみを測定した。試験Ｃによる平均及び標準偏差値（ｎ＝５）を図４に示す。

試験Ｄは、次の２つのケースに対するスキャフォールドの半径方向強度及びスティフネスを推定する：軸線方向疲労試験（試験Ａ）前後のスキャフォールド。試験Ｄは、ＭＳＩ ＲＸ５５０ Ｒａｄｉａｌ Ｆｏｒｃｅ Ｔｅｓｔｅｒを用いて、ＳＴＭ２０７６９１９に基づく試験方法／手順に従って、均一な半径方向内向きの力をスキャフォールドに印加する。それ以前に試験Ａを受けていないスキャフォールドは、半径方向強度に対して試験した。それ以前に軸線方向疲労負荷にかけたスキャフォールドも、軸線方向における繰り返し疲労負荷後の半径方向強度及びスティフネスの変化を評価するよう試験した。５００，０００サイクルに対して、１Ｈｚの周波数で、試験Ａの期間は６日間であり、したがって、３７℃の水中に浸漬した後の半径方向強度の変化も、半径方向強度の軸線方向疲労後評価のこの同じ試験により観察された。

以前に試験Ａにかけられたスキャフォールドは、試験される前に３７℃の水中に２分間、再度浸漬された。図５を参照すると、力とは「正規化された」力を指し、スキャフォールドの長さに関して正規化された力を意味する。したがって、単位は、単位長さ当たりの力、即ち、図５の場合では、Ｎ／ｍｍである。この試験に対して用いられる軸線方向疲労後のスキャフォールドは、実質的に無傷のリングを有するスキャフォールドであった。疲労試験中、水分がスキャフォールドを可塑化し、それによって、特に材料のアモルファス相の形態学的変化を許容し、結果として、半径方向強度及びスティフネスは、発生するスキャフォールド破壊にもかかわらず増加する。

試験Ｅは、５．４ｍｍの延伸直径からのリコイルを測定する。２４時間（ｎ＝３）にわたる４００／２００及び４００／４５の２軸延伸スキャフォールドのリコイル間の比較を、図６に示す。下の表３は、１／２時間（急性リコイル）、１時間、１日、及び７日後のリコイルに対する平均及び標準偏差を示している。これらのリコイル測定のためのスキャフォールドは３７℃の水中に浸漬される。

試験Ａ（軸線方向疲労）を受けたスキャフォールドのストラット及びリンクにおける破損の数を示す図２は、４００／２００又は２００／２００の２軸延伸がスキャフォールドにおける最少不具合を生じることを示している。さらに、試験は、破損した連結要素がまったく無いにもかかわらず、４００／２００及び２００／２００スキャフォールドに対して、４００／４５及び４８０／４５のケースよりも統計学上有意な低い数の不連続ストラットを示している。

この結果は、ストラットによって形成されるリングを軸線方向で相互に連結するリンクの破損がまったく無いにもかかわらず、４００／２００及び２００／２００のスキャフォールドに対して、破損したストラットの総数は、より多くのリンクが破損した場合よりも少なかったため、よりバランスのとれたＲＥ及びＡＥがリングの完全性にとって有益となり得ることを示唆している。軸線方向疲労に応じて、よりバランスのとれた２軸延伸を選択するための推論は以下のとおりである。リンクが破損すれば、リングへの荷重経路が切られるため、リング要素にかかる全応力は少ないと推測するかもしれない。そして、より多くのリンクが破損すれば、最終的に破損するストラットはより少なくなるはずと結論付けるであろう。しかし、図２は、ストラットへの荷重経路が無傷である、即ち何のリンクも破損していないにもかかわらず、よりバランスのとれたＲＥ及びＡＥ、例えば、４００／２００又は２００／２００がより良好な結果を生じることを示唆している。

図５は、軸線方向疲労前後のスキャフォールド（試験Ｄ）に対する正規化された半径方向強度（力／長さ）を示している。結果は、実質的に無傷のリングを有するスキャフォールドに対して、半径方向力が、軸線方向疲労前のスキャフォールドよりも軸線方向疲労後のスキャフォールドの方が高いことを示している。いずれか特定の理論に結び付けられることを望むことなく、発明者は、モフォロジへの影響が少なくとも部分的に水分吸収によるものであると考えている。材料は、それが水和する場合に可塑化し、増加した鎖運動性につながり、結果として、アモルファスと結晶方位に影響を及ぼすアモルファス−結晶相の界面との両方における結晶化度及び鎖転位等の形態学的変化を生じる。これらの変化は、スキャフォールドの半径方向強度を向上させることができる。水和プロセス及び結果としての形態学的変化はまた、周方向に配向される比較的高いスキャフォールド（例えば、４００／４５）を半径方向荷重状態で靭性を低くさせるが、ＲＥ対ＡＥのより少ない比（例えば、４００／２００）に対する２軸チューブの靭性の変化も少ないと考えられる。破損時における伸びは、ポリマーにとって良好な靭性の指標である。実際に、スキャフォールドの骨格として用いるのに適したポリマーに関して、多くの場合、破損時におけるより高い伸びもまた靭性の増加を示している。

注目すべきことに、図５において、４００／４５及び４８０／４５の２軸延伸を有するスキャフォールドの半径方向強度と、４００／２００の２軸延伸を有するスキャフォールドの半径方向強度との間にほとんど差が無い。そうではなく、４００／４５における結晶構造／ポリマー鎖の配向が４００／２００よりもはるかに多いため、相違はより大きいだろうと、予想されていたであろう。軸疲労前後の両方に対して、４００／２００の２軸延伸を有するスキャフォールドの半径方向強度は、４００／４５及び４８０／４５の２軸延伸を有するスキャフォールドにおけるものと略同じである。図５は、よりバランスのとれた半径方向及び軸線方向延伸が、以前であれば結論付けられたかもしれないような、半径方向強度（又はスティフネス）への悪影響を有していないことを示している。

試験Ｅ（図６及び表３）では、異なる２軸延伸に対するスキャフォールドのリコイルが測定された。結果は、よりバランスのとれた２軸延伸が７日後の低いリコイルとリコイルの早い段階での収束の両方を生じることができることを示している。

表３が４００／２００に対して示すように、早い段階での収束と１時間後の単調に減少するリコイルとの両方がある。１日後の動向（４００／４５との比較）を図６に示す。したがって、リコイルは、よりバランスのとれた２軸延伸に対して、より少なく、早く収束する。

先に示した試験Ｂ及びＣはイヌの骨を用いる材料試験である。図４は、乾燥状態、２時間浸漬、及び６日浸漬のイヌの骨のサンプルに対する破損時における半径方向又は周方向の伸びを示している。ここでは、破損時における半径方向伸びに全体的な低下がある。

図３は、乾燥状態、２時間浸漬、及び６日間浸漬のイヌの骨のサンプルに対する破損時における軸線方向伸びを示している。乾燥状態及び２時間の浸漬時間に対して、破損時における伸びは、それぞれのケースに対して、同じままであるか、僅かに減少するかのいずれかである。乾燥状態、２時間、及び６日間の材料の（弾性）係数／スティフネスに対する同様の測定は、長時間、材料が水中に浸漬されると減少することを示している。

しかし、３７℃の水中に６日間浸漬された後、破損時における伸びは、４００／４５及び４８０／４５のケースに対して劇的に低下する。係数及び破損時における伸びの両方が、水和作用が増加するとともに低下することを見出したため、材料の靭性（又は材料を破壊するために必要なひずみエネルギー）は、水和し、バランス度が低い２軸延伸ケースに対して著しく低下する。４００／４５及び４８０／４５のイヌの骨を試験する場合、軸線方向におけるそれらの最終的なひずみは、劇的に低下する。

以前に検討したように、出願人は、この結果を、水和／可塑化効果によるポリマーの材料の形態学的変化によって説明できると考えている。２００％の軸線方向ひずみにより、水和後の方向の変化は、４５％の軸線方向ひずみケースと比較して劇的に低い。４００／４５ケースにおいては、ほとんどのポリマー鎖は、略周方向の配向を有しており、これは、軸線方向結合力が分子間力によって主に提供されることを意味する。材料を相互に保持するこれらの分子間力は、（材料が湿潤状態で可塑化され、高温で埋め込まれる結果として）Ｔｇが低下するにつれて、実質的に弱まり、それによって、エントロピーとしてより多くの鎖運動を可能にし、自由体積が増加する。４００／２００のケースにおいて、より大きい軸線方向結合力が、ポリマー鎖の骨格によって提供される。このモフォロジは、鎖の細密充填、ひずみが誘導する追加の結晶性、及び結晶構造の軸線方向配向によって、物理的な架橋結合の可能性を生み出す。濡れた場合、鎖は、初期水和プロセス中にそれらの配向のうちのいくつかを失うかもしれないが、鎖が材料降伏前に長距離を滑る必要があるので、降伏ひずみはそれ程の影響を受けない。

軸線方向において、主要な結合力は、ポリマー鎖骨格によって提供される。ポリマー鎖骨格は、軸線方向でより多く配向され、鎖の細密充填、ひずみが誘導する追加の結晶性、及び結晶構造の軸線方向配向によって、物理的な架橋結合の可能性を生み出す。濡れた場合、軸線方向における配向の喪失は、結果として、軸線方向における降伏ひずみ及び係数の低下を招く。

材料試験からの係数データは、半径方向及び軸線方向成分を示している。スキャフォールドの頂部及び冠部（半径方向負荷の間に高い応力領域）は、ポリマー鎖のための半径方向及び軸線方向の両方向成分がスティフネス挙動に寄与できる特定の角度で配向される。報告されたスティフネスは、周方向に圧縮されたスキャフォールドに関して試験された。材料の軸線方向疲労試験において、スキャフォールドは、軸線方向に負荷がかけられる。それは、長手方向軸線に沿ったリンクを介するリングへの荷重経路を提供する。半径方向圧縮ケースに対して、軸線方向延伸は、軸線方向疲労結果における半径方向延伸よりも、結果においてより重要な役割を果たすかもしれない。

上記の試験結果は、よりバランスのとれた２軸延伸、例えば、４００／２００又は２００／２００が、半径方向及び軸線方向の両方のスキャフォールドの破損耐性に恩恵をもたらす傾向があり、リコイルを低減し、及び／又はリコイルを短い時間で定常状態に収束させ、そして、末梢血管に埋め込まれた後の材料の強度特性の劇的な変化が少ないことを示している。

この試験に基づいて、バランスのとれた２軸延伸の最適な組み合わせを選択することによって、末梢血管において用いるための末梢血管スキャフォールドの適合性が向上することが結論付けられた。表４は、４８０／４５、４００／４５、４００／２００、及び２００／２００の２軸延伸ケースの試験からの結果を要約し、破損時における半径方向及び軸線方向の伸びを比較している。

破損時における軸線方向対半径方向の伸びの比は、全体のゆがみの度合い（形状の変化）の大きさである。高い比は、軸線方向及び半径方向負荷の間のより大きなゆがみを意味する。

この基準を用いて、４００／２００のケースが、末梢血管スキャフォールド環境に対する最良の総合的な機械的特性を提供したと考えられる。試験データに基づいて、改良された末梢血管スキャフォールド製品を提供できるチューブの材料又は処理特性に関して、以下の結論に到達した。実施の形態において、２軸延伸は、半径方向において約４００〜５００から、そして、軸線方向において約１５０〜２００からの範囲に及んでいてもよい。実施の形態において、ＲＥ／ＡＥの比は約２と１の間、２．５対１、３対１、及び４対１であってもよい。

以下は、開示に従って構成されるチューブからできるスキャフォールドの好ましい実施の形態の説明である。

図１の、強化され、靱性を増した円筒形ポリマーチューブは、スキャフォールド構造に形成される。一の実施の形態において、その構造は、図７に示すようなパターン２００を形成する複数のストラット２３０及びリンク２３４を有している（パターン２００は平面図又は平坦化図で示されている）。ここで図２は、クリンプ前と、スキャフォールドがバルーン膨張によって血管内で塑性的又は不可逆的にクリンプ状態から展開状態まで変形された後とのスキャフォールドのパターンに関するものである。したがって、図７のパターン２００は、軸線Ａ−Ａがスキャフォールドの中心軸線又は長手方向軸線と平行であるような、（図８の３次元空間で部分的に示すような）管状スキャフォールド構造を表している。図８は、クリンプ前又は展開後の状態のスキャフォールドを示す。図８から分かるように、スキャフォールドは、略管状の本体を画成するストラットとリンクとのフレーム構造を有する。図１の変形される円筒形チューブは、レーザ切断装置、好ましくは、ヘリウムガスを切断時の冷却剤として使用するピコ秒緑色光レーザによって、図７〜図８で説明する、ストラット及びリンクでできたこのオープンフレーム構造に形成されてもよい。

図７を参照すると、パターン２００は、ストラット２３０によって形成される長手方向に離間したリング２１２を含んでいる。ストラットによって形成される８つの冠部又は頂部がある。リング２１２は、それぞれが軸線Ａ−Ａと平行に延在する２つ以下のリンク２３４によって隣接リングに接続される。スキャフォールドパターン（パターン２００）のこの第１の実施の形態において、２つのリンク２３４が、２つの隣接するリングのそれぞれに内部リング２１２を接続する。内部リング２１２とは、図７において、その左右に一つずつのリングを有するリングである。このように、リング２１２ｂは、２つのリンク２３４によってリング２１２ｃに、そして、２つのリンク２３４によってリング２１２ａに接続される。端部リング（不図示）は、ただ１つの別のリングに接続される端部リングである。

リング２１２は、冠部２０７、２０９、及び２１０に接続されるストラット２３０によって形成される。リンク２３４は、冠部２０９（Ｗ字形冠部）及び冠部２１０（Ｙ字形冠部）でストラット２３０に接合される。冠部２０７（自由冠部）はそれに接続されるリンク２３４を持っていない。冠部中央から一定の角度で冠部２０７、２０９、及び２１０から延在するストラット２３０、すなわち、リング２１２は、パターン２００の正弦波形とは対照的に、略ジグザグ形状であるのが好ましい。このように、この実施の形態において、隣接する冠部２０７と２０９／２１０間の長手方向距離であるリング２１２の高さは、冠部において、冠部角度θで接続する２つのストラット２３０の長さから導出されてもよい。実施の形態によっては、異なる冠部同士の角度θは、リンク２３４が自由冠部又は未接続冠部、Ｗ字形冠部又はＹ字形冠部、に接続されているかどうかによって変わる。

リング２１２のジグザグ変化は主に、スキャフォールドの周で（すなわち、図７の方向Ｂ−Ｂに沿って）生じる。ストラット２１２の重心軸線は主に、スキャフォールドの長手方向軸線から略同じ半径方向距離にある。リングを形成するストラット間の実質的にすべての相対運動も、クリンプ及び展開中に、半径方向ではなく軸線方向に生じるのが理想である。より詳細に以下説明するが、ポリマースキャフォールドは、位置合わせ不良及び／又は印加される不均一な半径方向負荷により、このようには変形しないことがある。

リング２１２は、クリンプ中に、より小さい直径につぶすことができ、血管内での展開中により大きな直径に拡張できる。開示の一の態様によれば、クリンプ前直径（例えば、スキャフォールドが切り出される軸線方向及び半径方向に拡張（延伸）したチューブの直径）は常に、送達バルーンの膨張時に生成できる、すなわち可能な最大に拡張されたスキャフォールドの直径以上である。

スキャフォールド構造の第２の実施の形態のパターンは図９に示すパターン３００である。パターン２００と同様に、パターン３００は、ストラット３３０によって形成される長手方向に離間したリング３１２を含んでいる。各リング３１２のストラットによって形成される１２の頂部又は冠部がある。リング３１２は、それぞれが軸線Ａ−Ａと平行に延在する２つ以下のリンク３３４によって隣接リングに接続される。上記の図７に関するリング２１２、ストラット２３０、リンク２３４、及び冠部２０７、２０９、２１０に関連する構造の説明は、第２の実施の形態のそれぞれのリング３１２、ストラット３３０、リンク３３４、及び冠部３０７、３０９、及び３１０にも適用されるが、第２の実施の形態においては、パターン３００の各リング３１２は、８つではなく、１２の頂部又は冠部が存在する点を除く。

図１０Ａ及び図１０Ｂは、それぞれ、パターン３００及び２００のそれぞれと関連する閉じられたセル要素の繰返しパターンの態様を示す。図１０Ａは破線で囲んだボックスＶＡで囲まれたパターン３００の一部を示し、図１０Ｂは破線で囲んだボックスＶＢで囲まれたパターン２００の一部を示している。そこでは、セル３０４及びセル２０４をそれぞれ示す。図１０Ａ、図１０Ｂにおいて、垂直軸線基準が軸線Ｂ−Ｂ及び長手方向軸線Ａ−Ａによって示されている。パターン２００において、リング２１２の各対によって形成される２つのかかるセル２０４があり、例えば、２つのセル２０４が、リング２１２ｂ及び２１２ｃと、このリング対を接続するリンク２３４とによって形成され、別の２つのセル２０４が、リング２１２ａ及び２１２ｂと、このリング対を接続するリンクとによって形成される等である。同様に、リング３１２ｂ及び３１２ｃと、このリング対を接続するリンク３３４とによって形成される２つのセル３０４が存在し、別の２つのセル３０４は、リング３１２ａ及び２１２ｂと、このリング対を接続するリンクとによって形成される等である。

図１０Ａを参照すると、セル３０４の空間３３６は、図示の長手方向に離間するリング３１２ｂ部分及び３１２ｃ部分と、リング３１２ｂ部分と３１２ｃ部分とを接続する円周方向に離間する平行なリンク３３４ａ及び３３４ｃとによって囲まれている。リンク３３４ｂ及び３３４ｄは、互いに平行に延在し、それぞれ図９の左右に隣接するリングにセル３０４を接続する。リンク３３４ｂはＷ字形冠部３０９においてセル３０４に接続している。リンク３３４ｄはＹ字形冠部３１０においてセル３０４に接続している。「Ｗ字形冠部」とは、冠部３０９においストラット３３０とリンク３３４ｂとの間に延在する角度が鋭角である（９０°未満）冠部を指す。「Ｙ字形冠部」とは、冠部３１０においストラット３３０とリンク３３４ｄとの間に延在する角度が鈍角である（９０°超）冠部を指す。Ｙ字形冠部およびＷ字形冠部に対する同じ定義を、セル２０４にも適用する。冠部で接続されるリンク３３４が無い８つの冠部として理解されるであろう、セル３０４の８つの未接続又は「Ｕ字形冠部」３０７がある。セル３０４のＹ字形冠部又はＷ字形冠部の間には、常に２つのＵ字形冠部がある。

図１０Ａのセル３０４の更なる態様は、それぞれの冠部３０７、３０９、及び３１０に対する角度を含む。これらの角度は図１１Ａで特定されている。パターン３００を有するスキャフォールドに対しストラット３３０はストラット幅３６３ａとストラットの長さ３６４を有し、リンク３３４はリンク幅３６３ｂを有している。各リング３１２はリング高さ３６５を有する。冠部における半径は一般に、互いに等しくない。冠部の半径を図１１Ａで特定する。パターン３００のセル３０４は対称セルとみてもよく、そのため、図示のように、Ｗ字形冠部及びＹ字形冠部の各側部に２つのＵ字形冠部を常に有する。

図１０Ｂを参照すると、セル２０４のスペース２３６は、図示の長手方向に離間するリング２１２ｂ部分及び２１２ｃ部分と、これらのリングを接続する円周方向に離間し平行なリンク２３４ａ及び２３４ｃとによって囲まれている。リンク２３４ｂ及び２３４ｄは、それぞれ図７の左右に隣接するリングにセル２０４を接続する。リンク２３４ｂはＷ字形冠部２０９においてセル２３６（２０４）に接続している。リンク２３４ｄはＹ字形冠部２１０においてセル２３６（２０４）に接続している。セル２０４には４つの冠部２０７があり、これらは冠部において接続されるリンク２３４が無い４つの冠部として理解されるであろう。また、セル２０４も対称セルとみてもよく、そのため、図示のように、Ｗ字形冠部及びＹ字形冠部の各側部に１つのＵ字形冠部を常に有する。

図１０Ｂのセル２０４の更なる態様は、それぞれの冠部２０７、２０９、及び２１０に対する角度を含む。これらの角度は、図１０Ｂにおいて角度２６７、２６９及び２６８として特定されており、それぞれが冠部２０７、２０９及び２１０に関連している。パターン２００を有するスキャフォールドに対しストラット２３０はストラット幅２６３ａとストラットの長さ２６４を有し、冠部２０７、２０９、２１０は冠部幅２７０を有し、リンク２３４はリンク幅２６３ｂを有している。各リング２１２はリング高さ２６５を有している。冠部の半径は、図１０Ｂにおいて内側半径２７２および外側半径２７３として特定されている。

Ｖ７９及びＶ８０の両方とも対称セル設計である。「対称」セル設計（図１０Ａ及び図１０Ｂに示すような）は、Ｗ字形冠部又はＹ字形冠部の各側部に等しい数のＵ字形冠部を有している。非対称セル設計の事例は、ＵＳ２０１１／０１９０８７１に記載されているようなＶ２３スキャフォールドパターンである。

Ｖ８０とＶ７９との間の著しい違いは、Ｖ７９（及び以下に説明する他の設計）が８つの頂部及び２つのリンクを有することに対して、Ｖ８０設計は１２の頂部及び２つのリンクを有することである。他の設計よりも多くの頂部／冠部を有し、それ故より短いバーアームを持つので、Ｖ８０のストラット密度は高い。例えば、６０ｍｍのＶ８０スキャフォールドは、３３個のリング及び、合計で３９６のリングストラット／スキャフォールドを有する。このことは、Ｖ７９設計の合計２１６個のリングストラット（２７リング×８ストラット／リング）／スキャフォールド、及び、Ｖ５９の２００リングストラット／スキャフォールドと比較できる。生体内試験では、高い密度のストラットをもって、Ｖ８０では、後期管腔損失が低いことを示している。

米国特許出願第１３／１９４，１６２号（整理番号１０４５８４．１９）で詳細に説明されているように、スキャフォールドのクリンプは、ポリマーのガラス転移温度よりも低いが、その付近の温度までポリマー材料を加熱することを含んでいる。一の実施の形態において、クリンプ中のスキャフォールドの温度は、ＰＬＬＡのガラス転移温度よりも約５〜１０度低い温度まで上昇される。最終的なクリンプ直径にクリンプされるとき、クリンプジョー（クリンプ具）は、最終的な静置時間の間、最終クリンプ直径に保持される。つぶれ回復性を有するポリマースキャフォールドをクリンプするこの方法は、クリンプジョーが外された場合のリコイルの低減に有利である。最終的な静置時間後、スキャフォールドはクリンパ（クリンプ装置）から外され、拘束用シース（鞘）がリコイルを最小限にするよう直ちにスキャフォールドに取り付けられる。かかるシースの実例は米国特許出願第１３／１１８，３１１（６２５７１．５３４）に記載されている。

本発明の特定の実施の形態を示し、説明してきたが、当業者にとって、変更及び改変が本発明の広範な態様において本発明から逸脱することなく行われてもよいことは、明らかであろう。したがって、添付特許請求の範囲は、それらの適用範囲内で、本発明の真正な精神及び適用範囲内に入るような、かかる変更及び改変を包含する。

２００、３００ パターン
２０４ セル
２０７、２０９、２１０、３０７、３０９、３１０ 冠部
２１２、３１２ リング
２３０、３３０ ストラット
２３４、３３４ リンク
３６３ ストラット幅、リンク幅
３６４ ストラット長

Claims (18)

1. 末梢血管に埋め込まれる医療装置であって、
   ２軸延伸されるポリマーチューブから形成されるバルーン拡張スキャフォールドを備え、
   前記チューブは、約２と１の間の半径方向延伸対軸線方向延伸の比に起因する好ましい配向を有するポリマー鎖を備えるモフォロジを有し；
   リンクによって相互接続されるリングのネットワークを形成する前記スキャフォールドは、
   リング当たり８又は１２、又は８と１２の間の冠部と、
   隣接するリングの実質的にすべてのペアを接続する最大でも２つのリンクと、
   を含み、
   前記スキャフォールドのいずれのリングに対しても、リンクに接続される各冠部の各側部に、等しい数の支持されていない冠部が存在する、
   医療装置。
2. 前記スキャフォールドは前記バルーンにクリンプされる、
   請求項１に記載の医療装置。
3. 前記スキャフォールドは、前記バルーンの公称バルーン直径又は膨張後バルーン直径よりも２．０、２．５、又は３．０倍小さいクリンプ直径を有する、
   請求項１又は請求項２による医療装置。
4. 前記スキャフォールドは、前記バルーンの膨張直径よりも１．０、１．１、１．３、又は１．５倍大きい直径を有するチューブから形成される、
   請求項１乃至請求項３のいずれか１項による医療装置。
5. スキャフォールドのクリンプ前直径は５ｍｍを超え、壁厚は０．２〜０．３ｍｍ（０．００８インチと０．０１２インチの間）である、
   請求項１乃至請求項４のいずれか１項による医療装置。
6. 前記スキャフォールドの外径は５と７ｍｍの間であり、壁厚は０．２〜０．３ｍｍ（０．００８インチと０．０１２インチの間）である、
   請求項１乃至請求項５のいずれか１項による医療装置。
7. 前記スキャフォールドはクリンプ前直径を有し、前記スキャフォールドは、そのクリンプ前直径の少なくとも７５％まで押し潰された後、そのクリンプ前直径の９０％超を達成する、
   請求項１乃至請求項６のいずれか１項による医療装置。
8. 前記半径方向延伸量は約４００であり、前記軸線方向延伸量は約２００である、
   請求項１乃至請求項７のいずれか１項による医療装置。
9. 前記スキャフォールドの材料は、前記スキャフォールドの材料のための破損時における半径方向の伸び及び破損時における軸線方向の伸びの比が約１又は１未満であるようなものである、
   請求項１乃至請求項８のいずれか１項による医療装置。
10. 前記スキャフォールドはＰＬＬＡからできている、
    請求項１乃至請求項９のいずれか１項による医療装置。
11. 末梢血管に埋め込まれるスキャフォールドを製造する方法であって、
    ４００／２００と２００／２００の間のＲＥ／ＡＥの比に従ってポリマーチューブを２軸延伸することによって前記スキャフォールドのリコイルを低減するステップと；
    リンクによって相互接続されるリングのネットワークを形成することを含む、前記２軸延伸チューブからスキャフォールドを形成するステップとを備える；
    方法。
12. 前記スキャフォールドは、そのクリンプ前直径の７０％まで押し潰された後、そのクリンプ前直径の少なくとも８０％、又は少なくとも９０％を達成する、
    請求項１１に記載の方法。
13. 末梢血管に埋め込まれるスキャフォールドを製造する方法であって：
    チューブを２軸延伸するステップであって、前記チューブの半径方向対軸線方向延伸の量は、前記２軸延伸チューブ材料の前記半径方向での破損時における伸び及び前記軸線方向での破損時における伸びが約１又は１未満であるような量であるステップと；
    リンクによって相互接続されるリングのネットワークを形成することを含む、前記２軸延伸チューブからスキャフォールドを形成するステップとを備える；
    方法。
14. 末梢血管に埋め込まれる医療装置であって：
    ２軸延伸されたポリマーチューブから形成されるバルーン拡張スキャフォールドを備え、前記２軸延伸チューブ材料が、約１又は１未満の破損時における半径方向の伸びと破損時における軸線方向の伸びの比を有し、
    リンクによって相互接続されるリングのネットワークを形成する前記スキャフォールドは、
    リング当たり８又は１２の冠部と、
    隣接するリングの実質的にすべてのペアを接続する最大でも２つのリンクと、を含み、前記スキャフォールドのいずれのリングに対しても、リンクに接続される各冠部の各側部に、等しい数の支持されていない冠部が存在する、
    医療装置。
15. 前記スキャフォールドのいずれのリングに対しても、リンクに接続される各冠部の各側部に、等しい数の支持されていない冠部が存在する、
    請求項１１に記載の方法。
16. 請求項１乃至請求項１０のいずれか１項と組み合わされる請求項１４に記載の機器。
17. 請求項１乃至請求項１０のいずれか１項と組み合わされる請求項１３に記載の方法。
18. 請求項１乃至請求項１５のいずれか１項で見出されるいずれかの特徴のいずれかの組み合わせ。

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