JP2022064903A - 加工可能で調整可能なチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマー - Google Patents

Abstract

【課題】記憶特性を有するバイオメディカル用途のための加工可能で調整可能なチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマー系を提供する。【解決手段】ある実施形態は、プラットフォーム形状記憶ポリマー系を含む。そのような実施形態は、先進の加工能力および良好な生体適合性を組み合わせた、調整可能な高性能の機械的属性のブレンドを示す。ポリウレタンとポリチオールとのチオール－エン反応を利用した合成プロセスを組み合わせた後重合架橋合成法を用いて得られる。【選択図】図１

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１５年２月３日に出願された「バイオメディカル用途のための加工可能
で調整可能なチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマー系」と題する米国特許仮
出願第６２／１１１２３３号に対する優先権を主張し、その内容が、参照により本明細書
に組み込まれる。さらに、本出願は、２０１５年４月８日に出願された「形状記憶ポリマ
ー組成物およびその使用」と題する米国特許仮出願第６２／１４４８１９号に対しても優
先権を主張し、その内容が、参照により本明細書に組み込まれる。

連邦政府の資金提供を受けた研究に関する記載
米国政府は、米国エネルギー省から受けた契約Ｎｏ．ＤＥ－ＡＣ５２－０７ＮＡ２７３
４４、国立科学財団大学院生研究フェローシップ＃２０１１１１３６４６、国立画像生物
医学・生物工学研究所助成金Ｒ０１ＥＢ０００４６２および／または国立科学財団契約Ｎ
ｏ．ＣＨＥ－１０５７４４１にしたがって、本発明にある一定の権利を有する。

本発明の実施形態は、高分子化学の分野にある。

形状記憶材料（ＳＭＰ）は、熱、光または蒸気などの環境刺激によって誘発されたとき
に一時的な形状から永続的な形状に形状を変えることができる能力を特徴とする。これら
の現象は、幅広い用途に利用することができる。ＳＭＰは本質的に、機械的仕事によって
集合的に伸展可能であるその高度に巻かれた構成鎖に由来する形状記憶効果を示し、この
エネルギーは、「形状固定」として知られる、ガラス転移温度（Ｔ_ｇ）または融解温度（
Ｔ_ｍ）未満に冷却することにより、無期限に保存され得る。ポリマーのサンプルは後で臨
界温度を超えて加熱されたときに機械的仕事を行い、応力のない状態に戻り、凍結した鎖
が動くようにして、その巻かれた状態のエントロピーを回復することができる。熱的に刺
激されたＳＭＰは、（ｉ）数百パーセントを超えるひずみにおいて回復可能な大きな変形
；（ｉｉ）高分子化学の差異による転移温度の容易な調整；および（ｉｉｉ）低コストで
の加工しやすさの利点を有する。

本発明の実施形態の特徴および利点は、添付の特許請求の範囲、１つまたは複数の実施
例の実施態様の以下の詳細な説明および対応する図面から明らかになるであろう。適切で
あると考えられる場合には、対応する要素または類似の要素を示すために参照番号が図面
間で繰り返される。

ある実施形態において利用される合成の方針を示す図である。異なる実施形態は、図３に一覧にしたものを含むが、これらには限定されない「Ｒ１」の任意の脂肪族ジイソシアネート、「ｘ」で表される任意のアルケン置換ジオール、「Ｒ２」の任意の脂肪族ジオール、ならびに「Ｒ３」および「Ｒ４」の任意のポリチオール架橋剤を使用する。 レーザ作動ＳＭＰマイクログリッパの概略図である。熱可塑性ＰＵと、Ｅｐｏｌｉｎ ４１２１をドープしたポリチオールとの溶液を、裂いた光ファイバ上にまず溶液流延してＳＭＰグリッパを形成した。次いで、ペレット先端のニチノールをグリッパ内に軸方向に圧着した。 ＧＰＣ分析によって決定された組成および分子量の表ならびにモノマー、およびチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマーの調製に使用したポリチオール架橋剤の構造を含む図である。 さまざまな合成条件を用いて調製したチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマーのゾル／ゲル分析データの表を含む図である。 さまざまなＣ＝Ｃ組成の影響を示す図である。 さまざまなＣ＝Ｃ：ＳＨ比の影響を示す図である。 さまざまなＤＭＰＡ光開始剤の影響を示す図である。 １２０℃、１ｔｏｒｒでのさまざまな後硬化時間の影響を示す図である。 ＵＶ硬化中に存在するさまざまな重量％の溶媒の影響を示す図である。 （ｘ ＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ熱可塑性ポリウレタンおよび多官能性チオール架橋剤から調製したＰＵ ＳＭＰの架橋密度に対するさまざまなチオール架橋剤官能基の影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。（０．３ ＴＭＰＡＥ：０．７ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰの５サイクル自由ひずみ回復形状記憶特性評価結果を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＰＡＥ成分を増加させたサンプルの束縛回復を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＨＤＩならびにさまざまな比のＴＭＰＡＥおよび３－ＭＰＤ（すなわち、さまざまなＣ＝Ｃ組成）から調製したチオール－エン架橋ＰＵ ＳＭＰサンプルのひずみ－破断結果を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＰＡＥ－０．０５、ＴＭＰＡＥ－０．３およびＴＭＰＡＥ－０．７チオール－エン架橋ポリウレタンの７２時間の直接接触試験において、９３％よりも高いマウス３Ｔ３線維芽細胞の生存率が観察されたことを示す細胞毒性結果を含む。 図８（ａ）は、ガラス製型に注入後、ＵＶ硬化前の熱可塑性ＰＵ、光開始剤およびポリチオールの溶液を示すデバイス製作を示す図である。図８（ｂ）は、ボール先端の模擬塞栓デバイスおよびＵＶ硬化したマイクログリッパデバイスの圧着プロセスを示す図である。図８（ｃ）は、圧着したデバイスアセンブリの引張試験実験の実験装置を示す図である。図８（ｄ）は、７つの圧着したデバイスの引張試験実験において測定された最大応力を示す図である。 図９（ａ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、ズームアウトした図である。図９（ｂ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、ズームインした図である。図９（ｃ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、図９（ａ）および図９（ｂ）に示す実験装置内に展開したマイクロカテーテル送達されたデバイスのインビトロ作動の写真である。図９（ｄ）は、水中、２５℃におけるマイクログリッパデバイスの高解像度顕微鏡画像である。 図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）、図１０（Ｃ）、図１０（Ｄ）、図１０（Ｅ）、図１０（Ｆ）は、デバイスの作動を示す連続画像（アスタリスクはＳＭＰチューブの膨張部分を示す。）および放出の各段階における温度を示す図である。 図１１（Ａ）は、放出機構の移植片側を示す図である。図１１（Ｂ）は、プログラムされたＳＭＰチューブは放出機構の加熱コイルの上に配置されることを示す図である。図１１（Ｃ）は、ＳＭＰチューブの圧着後に移植片と加熱コイルとの間を最終的に接合することを示す図である。図１１（Ｄ）は、デバイスの近位端を示す図である。 チオール－エンクリック反応のある実施形態を含む図である。チオレン反応は、紫外線照射、ｅビーム照射または熱開始により開始されてもよい。

ここで図面を参照するが、同様の構造に同様の接尾辞の参照名を付けることがある。さ
まざまな実施形態の構造をより明確に示すために、本明細書に含まれる図面は、構造を図
示したものである。さらに、図面は、例示した実施形態を理解するのに有用な構造のみを
示すことがある。図面の明確さを保つために、当技術分野において既知の別の構造は含ま
れていないことがある。「ある実施形態」、「さまざまな実施形態」などは、そのように
記載された（１つまたは複数の）実施形態が特定の特徴、構造または特性を含んでもよい
ことを示すが、必ずしもすべての実施形態がその特定の特徴、構造または特性を含むわけ
ではない。いくつかの実施形態は、他の実施形態について記載された特徴のいくつか、ま
たはすべてを有していてもよく、いずれの特徴も有していなくてもよい。「第１」、「第
２」、「第３」などは共通の対象を表し、同様の対象の異なる例が参照されていることを
示す。このような形容詞は、そのように記載された対象が、時間的、空間的、順位付け、
またはその他の任意の方法のいずれかの所与の順序でなければならないことを意味しない
。「接続されている」とは、要素が互いに物理的または電気的に直接接触していることを
示してもよく、「結合されている」とは、要素が互いに協同または相互作用することを示
してもよいが、これらの要素は物理的または電気的に直接接触していても、していなくて
もよい。

さまざまな用途において、例えば医療デバイスおよび機械的アクチュエータとして機能
するためのさまざまな熱機械特性を有する熱的に刺激されたＳＭＰは、以前に合成され特
徴付けられている。これらには、レーザおよび抵抗で作動するＳＭＰ塞栓および血管内デ
バイスが含まれる。しかし、これらのデバイスの欠点のいくつかには、（１）勾配におけ
るドーパントの存在、および（２）ポリマーにおける高い架橋密度が含まれる。前者は、
ポリマーの不均一な加熱をもたらし、後者は、圧着される必要のあるデバイスに必要なひ
ずみ容量が不足したポリマーを生じる。したがって、先行技術の組成物に見られる不利な
点を克服することができるＳＭＰ組成物の必要性が存在する。

（例えば、バイオメディカルデバイス用途またはバイオメディカル用途に関連しない他
の用途のための）プラットフォーム形状記憶ポリマー系を含む実施形態が本明細書に記述
される。そのような実施形態は、先進の加工能力および良好な生体適合性を組み合わせた
、調整可能な高性能の機械的属性のブレンドを示す。ポリウレタンおよびチオール－エン
の合成プロセスを組み合わせた後重合架橋合成法が用いられる。そのような材料は、実施
形態の加工能力を示すマイクロアクチュエータ医療デバイスにおいて、例示目的で使用さ
れる。

実施形態は、調整可能な熱機械特性を有するポリウレタンＳＭＰを含み、先進の加工能
力は、マイクロアクチュエータ医療デバイスの試作品の設計において合成され、特徴付け
られ、実施された。低分子量脂肪族熱可塑性ポリウレタンＳＭＰのＴ_ｇおよび架橋密度を
操作する能力は、ＵＶ触媒チオール－エン「クリック」反応を用いて後重合架橋を実現す
る合成法を用いて示される。本明細書において、さまざまなＣ＝Ｃ官能基化を含むＰＵが
合成され、ポリチオール架橋剤および光開始剤と溶液ブレンドされ、ＵＶ照射が施され、
架橋密度に対するいくつかの合成パラメータの影響が報告される。熱機械特性は、３０～
１０５℃の間で調整可能なガラス転移および０．４～２０ＭＰａの間で調整可能なゴム状
弾性率を含め、高度に調整可能である。そのような実施形態は、多くの配合物で、特に選
択されたひずみ温度で靱性が９０ＭＪ／ｍを超える低架橋密度材料の場合に高い靱性を示
す。いくつかのそのような実施形態の先進の加工能力および合成の多用性を示すために、
血管内デバイスの低侵襲送達のためのレーザ作動ＳＭＰマイクログリッパデバイスが製作
され、１．４３±０．３７Ｎの平均把持力を示すことが明らかになり、模擬生理的条件下
のインビトロ実験装置内にうまく展開される。

より一般化された議論が以下に続く。

１．議論

人体解剖学の材料科学は、組織の弾性率と構造に大きな変化をもたらす。生物医学工学
の課題を解決するための材料ベースの手段は、所望の形状に加工できる材料の能力と、さ
まざまな用途の要求を満たすように材料特性を調整することができる程度の両方に依存す
る。ＳＭＰは、加熱または光暴露などの外部刺激を受けて幾何学的変換を示す刺激応答性
材料の一クラスであり、いくつかのＳＭＰベースの生物医学的インプラントデバイスが現
在提案されている。^［１］ＳＭＰベースの医療デバイスでは、体内にデバイスを移植した
後に幾何学的変換を引き起こす臨床医の能力によって生じる機能的有用性は性質上多次元
的であり、概念化において複雑である。さまざまな用途では、良好な生体適合性に加えて
、調整可能な作動温度、回復可能なひずみ、回復応力、生理的条件での弾性率および靱性
を有するＳＭＰが要求されることがある。^［２］デバイスには複雑な幾何学的設計要件が
あることも多く、特定の製作技術を用いて加工される材料の能力はしばしば、デバイス設
計における材料選択プロセスに影響を及ぼす。^［３］大気条件においてデバイス製作のた
めの所望の形状に容易に合成および加工することができる、調整可能な熱機械特性、高靭
性および良好な生体適合性を有する高性能ＳＭＰシステムは、さまざまなバイオメディカ
ル用途にとって重要である。^{［４－６］}本明細書に記述される実施形態の焦点は、堅牢で
高度に調整可能な材料特性および先進の加工能力を示す非晶質の熱作動形状記憶ポリマー
系を導入すること、および移植可能な血管内デバイスのマイクロカテーテル送達を容易に
するように設計されたＳＭＰベースのレーザ作動マイクログリッパの製作を通じて、医療
デバイス設計のためのプラットフォームシステムとしての実施形態の実行可能性のいくつ
かを示すことである。もちろん、実施形態は決してバイオメディカル用途に限定されない
。

多くのＳＭＰシステムの材料特性、靱性および加工性の調整可能性は、ＳＭＰにおける
架橋の性質および程度に大きく依存することが示されている。^［７］ポリマー主鎖または
側鎖内の化学成分は、ガラス転移および靱性を含むいくつかの材料特性に影響を及ぼす物
理的架橋相互作用を示し得る。さらに、特定の化学官能基からなるポリマーを合成するた
めに必要とされる環境条件が、ポリマー加工中にどの製作技術を使用できるかを規定する
ことがある。高分子構造の観点から、共有結合架橋は、機械的挙動に一定の利点を与える
と同時に、材料の加工能力の多くの側面を制限する。熱作動の一方向ＳＭＰの場合、ＳＭ
Ｐスイッチング温度Ｔ_{ｔｒａｎｓ}にわたって加熱または冷却されると熱転移を受けるポリ
マー成分は「スイッチングセグメント」と呼ばれ、架橋は、共有結合、物理的結合または
その他を問わず、「網目点」と呼ばれる。網目点は、形状回復が起こることを可能にする
アンカーとして効果的に作用することによって、スイッチングセグメント鎖が、二次形状
まで変形する間に互いに永続的にずれるのを防ぐ。^［８］共有結合架橋ＳＭＰシステムは
、しばしば、より良い繰り返し形状記憶およびより高い回復可能なひずみパーセントを含
む機械的挙動において、物理的に架橋されたＳＭＰシステムに対して利点を示す。対照的
に、熱可塑性ＳＭＰは、高温および高圧で流動せず、溶媒に溶解しない熱硬化性物質に対
して、加工上の大きな利点を有することが多い。^［９］３Ｄ印刷、押出成形、射出成形お
よび溶液流延などの熱可塑性物質の加工技術は、ハイスループット加工および／または複
雑な試作品の製作が望まれるときに特に有用である。^［１０］医療デバイス用途では特に
、大気条件において所望の形状に加工され、続いて二次的なステップで調整可能な架橋密
度に架橋され得る熱可塑性ＳＭＰは、熱硬化性ＳＭＰの有利な機械特性を依然として利用
しながら、複雑な形状を生み出すための熱可塑性物質の製造技術の使用を可能にするため
、現行のＳＭＰ材料に対して著しい利益をもたらし得る。^［１１］

本明細書において報告されるのは、調整可能な架橋密度およびガラス転移（Ｔ_ｇ）、高
靭性および良好な生体適合性ならびに大気条件における先進の加工能力を示すように設計
された非晶質脂肪族ポリウレタン（ＰＵ）ＳＭＰシステムである実施形態などの実施形態
である。ＰＵの１つの利点は、カルバメート結合間の鎖間水素結合に起因する高靭性^{［１
２］}であり、多くの脂肪族ＰＵが良好な生体適合性を示すことも明らかにされている。^{［
１３］}ＰＵの１つの主な欠点は、イソシアネートベースのＰＵ合成が、イソシアネートの
副反応を防ぐためにグローブボックスなどの水分のない環境で行われなければならないと
いうことであり、多くの市販のＰＵが、大気条件において所望の形状への加工を可能にす
るためにメーカーによってあらかじめ合成された熱可塑性プラスチックである。ウレタン
化学により得られる高靭性と、共有結合架橋によってもたらされる機械的堅牢性を必要と
し、大気条件における加工性も要求される用途の場合、大気中の合成環境において共有結
合架橋ネットワークへのウレタン結合の組み込みを可能にする１つの方策は、代替の重合
法を用いて二次的なステップで引き続き硬化させることができる基で官能化された内部の
カルバメート結合を含む、モノマー、オリゴマーまたは熱可塑性前駆体の合成である。^{［
１４，１５］}チオール－エン「クリック」化学は、大気条件で高い転化率が得られる強力
な合成ツール^［１６］であり、ＢｏｗｍａｎのＮａｉｒおよび共同研究者ら、Ｓｈａｎｄ
ａｓおよび共同研究者らは、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）を官能化して、Ｕ
Ｖ照射時のチオール－エン「クリック」反応を用いて硬化可能な内部の（チオ）ウレタン
結合を有するポリアルケンおよびポリチオールモノマーを与えることによって調製される
ＳＭＰシステムを報告している。^［１７］Ｂｅｉｇｉらは、歯科用途の樹脂マトリックス
としてのチオール－エン－メタクリレート系におけるコモノマーとしてのアルケン官能化
ＩＰＤＩの使用を調査^［１８］しており、いくつかの検討では、アルケン末端封鎖ウレタ
ン－エステル－ウレタン三量体からのチオール－エン架橋水性ＰＵ塗料の合成も報告して
いる。^{［１９，２０］}チオール－エンモノマーのバルク硬化に由来する柔軟なチオエーテ
ル結合の数が多いため、このようなモノマーが内部のカルバメート結合を含むときでさえ
も、文献に報告されているいくつかのポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）ハイブリッド
ネットワークは、２５℃付近またはそれ未満のガラス転移を示し、これらの弾性材料は、
特定のエンジニアリングポリマー用途での使用に適していない可能性がある。チオール－
エンポリマー系において、架橋密度を増加させることによってＴ_ｇを上昇させることがで
きるが、架橋のこの増加はしばしば靱性が低下するトレードオフを伴い、チオール－エン
系において、架橋密度およびＴ_ｇの独立した制御を実現することが合成上の課題であるこ
とが多い。^［２１］非晶質の熱作動形状記憶ポリマー系では特に、Ｔ_ｇおよび架橋密度（
すなわち、作動温度および回復応力）の独立した制御を実現することが、ＳＭＰシステム
の潜在的な適用範囲の範囲に影響を及ぼす重要な材料設計の目標である。

バイオメディカルデバイス設計のためのプラットフォームＳＭＰシステムとしてのその
説明を支持するのに十分な材料特性評価の領域において優れている用途の広いポリウレタ
ンＳＭＰシステムを開発するために、本明細書に記載の実施形態は、図１に示す通り、熱
可塑性ＰＵが、脂肪族ジイソシアネートから、Ｃ＝Ｃおよび非Ｃ＝Ｃ官能化ジオールの比
を変化させて調製される合成の方針を詳述する。熱可塑性合成の後、熱可塑性プラスチッ
クとポリチオール架橋剤および光開始剤との溶液ブレンド、ならびにその後のＵＶ照射に
よって架橋が実現する。この後重合架橋法は、ポリウレタンベースのＳＭＰデバイスを大
気条件において製作することを可能にし、これらのＳＭＰの靱性および熱機械特性は、主
として熱可塑性ＰＵ中の結合の影響を受け、その数は、架橋材料中のチオエーテル結合の
数を統計的に有意に上回る。さらに、ＰＵ段階重合によるＰＵ側鎖へのＣ＝Ｃ結合の組み
込みは、ポリチオールと架橋すると、ネットワークの高い均一性および狭いガラス転移幅
を有するポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）ネットワークを与える、Ｃ＝Ｃ官能基のか
なり均一な分布を生じ、これが、ＳＭＰベースのデバイスのための正確で迅速な形状作動
を可能にする。^［２２］以前の研究は、ポリウレタンよりもチオール－エンネットワーク
のものと一貫性のある機械的挙動を示すことが多いモノマー官能基化前駆体からのウレタ
ン／チオール－エンハイブリッドネットワークＳＭＰの合成を報告しているが、本検討は
、ポリウレタンの機械的挙動と一貫性のある機械的挙動を示す材料を与える合成の方針を
用いている。その結果、チオール－エンネットワークに関連する低いＴ_ｇおよび高い架橋
密度のために生じた合成の課題を克服することができ、広範に調整可能な材料特性および
先進の加工能力を有するプラットフォームＳＭＰシステムを開発することができる。

ある実施形態の加工能力を示すために、試作品のマイクロアクチュエータデバイスも合
成され、本明細書において特徴付けられる。このデバイスを製作するために使用される合
成プロセスの溶液ブレンド態様の１つの利点は、熱可塑性ＰＵ／ポリチオール溶液全体に
非反応性の添加剤を均一に分散させる溶媒の能力である。本検討において製作されるデバ
イスは、マイクロカテーテルを介して血管内デバイスを送達する目的で設計される、光作
動ＳＭＰマイクログリッパのための新しい設計となる。本明細書に記述される実施形態の
特性を利用して、そのような実施形態は、以前、２００２年に報告されたマイクロアクチ
ュエータデバイスを改善することができる。^［２３］図２の実施形態などの実施形態は、
以前に報告された設計よりも著しく改善された容易な製作を提供する。このマイクロアク
チュエータデバイスを製作することによって、ある実施形態は、（ａ）非反応性の添加剤
を新しいＳＭＰシステムの実施形態とブレンドすることができる容易さ；（ｂ）マイクロ
スケール医療デバイスの製作を可能にするための後重合架橋の使用；および（ｃ）この新
しいＳＭＰシステムの実施形態に、大気条件においてデバイス製作を施すことができる能
力を示す。

２．結果

本明細書で扱われるのは、例えば、（１）優れた熱機械挙動、形状記憶挙動および引張
挙動ならびに生体適合性の指標を示す材料特性評価データを報告し、（２）移植可能な血
管内デバイスのマイクロカテーテル送達を容易にするレーザ活性化ＳＭＰマイクログリッ
パデバイスの大気条件における製作を通じて、この新しいＳＭＰシステムの実施形態の加
工上の利点を示すことによる、医療デバイス用途（ただし、医療デバイス用途に限定され
ない。）における使用のためのプラットフォーム材料系として使用される形状記憶ポリウ
レタン系の実施形態である。

２．１．調整可能な架橋密度の実現

本明細書において報告されるＳＭＰシステムは、図１に示す通り、懸垂Ｃ＝Ｃ官能基を
含む熱可塑性ポリウレタンが（アルケン）ジオールおよびジイソシアネートモノマーから
まず合成される後重合架橋プロセスによって合成される。熱可塑性合成の後、架橋は、大
気条件における熱可塑性ＰＵとポリチオール架橋剤との溶液ブレンドによって実現され、
いくつかの合成パラメータを変更することによって調整可能であることが示され、その多
くが後重合架橋ステップで使用できる。図５（ａ）に記載の貯蔵弾性率データに示す通り
、さまざまなＴＭＰＡＥ官能基化からなる熱可塑性ウレタンと１：１当量のトリチオール
ＴＭＰＴＭＰとを反応させることによって、ゴム状弾性率の制御が０．５～１０．５ＭＰ
ａの範囲にわたって達成された。図５（ｂ）に示す通り、０．９ ジオールＴＭＰＡＥ割
合からなる単一の熱可塑性配合物について、この熱可塑性物質を、４．０ Ｃ＝Ｃ：１．
０ ＳＨから１．０ Ｃ＝Ｃ：１．０ ＳＨの範囲のチオール均等物と架橋することによ
り、３．０～１０．５ＭＰａの範囲にわたってゴム状弾性率の制御が同様に示された。図
５（ｃ）は、ＤＭＰＡ成分が０．１重量％から１０．０重量％まで３桁を超えて増加する
ときの光開始剤成分のゴム状弾性率に対するほぼ無視できる影響を示し、図５（ｄ）は、
２４時間の後硬化の間に、ガラス転移および架橋密度の両方がわずかに上昇したことを示
す。図５（ｅ）は、硬化中にＴＨＦ溶媒成分が４％から３００％まで増加したとき、ゴム
状弾性率が１０．５ＭＰａから３．０ＭＰａまで低下したことを示している。０．１ Ｔ
ＭＰＡＥジオール成分サンプルに対するポリチオール架橋剤官能基の増加の影響を図５（
ｆ）に示す。チオール官能基がｎ＝２からｎ＝６まで増加したとき、ゴム状弾性率は、０
．４ＭＰａから４．１ＭＰａまでおよそ１桁増加した。

２．２．調整可能なガラス転移の実現

ガラス転移に対する合成制御を実現するために、２つの手法が報告される。第一に、図
３に示す通り、低Ｃ＝Ｃジオールモノマー組成（０．１０ ＴＭＰＡＥ、０．９０ ジオ
ール）からなる熱可塑性プラスチックのジオールコモノマー組成を変化させることによっ
てＴ_ｇの制御を試みた。「高Ｔ_ｇおよび低Ｔ_ｇ」ジオールを選択し、このようなジオール
をさまざまな比率でブレンドすることによってガラス転移を移動させる代わりに、０．１
０ ＴＭＰＡＥ：０．９０ ジオール可変Ｔ_ｇ系列を配合して、ネットワークの均一性お
よびさらに狭いガラス転移幅を実現した。図６（ａ）および図６（ｂ）は、０．１０ Ｔ
ＭＰＡＥおよび可変０．９０ ジオールコモノマー成分を含む熱可塑性プラスチックから
調製したすべてのサンプルについて、約３８～７０℃のＴ_ｇ範囲および約２．１ＭＰａの
ほぼ一定のゴム状弾性率を示す。ジエチレングリコール（ＤＥＧ）コモノマーについては
３８℃の最低のＴ_ｇが観察され、０．１０ ＴＭＰＡＥ系列のシクロヘキサンジメタノー
ル（ＣＨＤＭ）コモノマーについては７０℃ Ｔ_ｇの最高のＴ_ｇが観察された。Ｔ_ｇ幅は
狭く、９℃～１２℃（タンデルタ半値全幅、ＦＷＨＭ）の範囲であった。この観察された
ガラス転移幅の鋭さは、飽和ジオールコモノマー組成物全体を変化させることによって変
化するＴ_ｇの合成の方針が、高いネットワークの均一性を実現するための効果的な経路で
あることを示している。ガラス転移を調整する第２の方法を提供するために、一連の熱可
塑性プラスチックを、０．９ ＴＭＰＡＥならびにさまざまな比のＨＤＩおよびＤＣＨＭ
ＤＩジイソシアネートコモノマーから調製した。図６（ｃ）および図６（ｄ）のＤＭＡデ
ータが示すように、ＤＣＨＭＤＩ成分が０．０から１．０まで増加したとき、Ｔ_ｇは５６
℃から１０５℃まで上昇し、このＳＭＰ系列のゴム状弾性率は１６．４～１７．１ＭＰａ
の範囲で、ほぼ一定のままであった。Ｔ_ｇ幅は１６℃～２３℃の範囲であり、最も不均一
な配合物からなる０．５ ＨＤＩ：０．５ ＤＣＨＭＤＩ組成物で最大であった。

２．３．形状記憶特性評価、引張試験および生体適合性の結果

共有結合架橋ＳＭＰシステムの１つの示された利点は良好な形状記憶挙動であり、これ
には、繰り返し試験時の高いパーセントの回復可能なひずみ、および共有結合架橋密度を
変化させることによって調整可能な回復応力が含まれる。図７（ａ）には、ＴＭＰＴＭＰ
で架橋された（０．３ ＴＭＰＡＥ：０．７ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰに
ついて、５回の変形サイクルにおける回復可能なひずみ対温度を示す自由ひずみ回復デー
タが示されており、各サイクルにおいて２５％の予ひずみを与えた。サイクル１の間、こ
のＳＭＰは９４．５％の回復可能なひずみを示し、サイクル２～５の間、その回復可能な
ひずみは１００％に近づく。図７（ｂ）には、ＴＭＰＴＭＰで架橋した（ｘ ＴＭＰＡＥ
：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰの回復可能な応力対温度を示す束縛回
復データを示す。これらの束縛回復データは、０．１、０．３、０．５および０．７のＴ
ＭＰＡＥ組成、１．７、４．５、６．９および８．９ＭＰａの各ゴム状弾性率値および０
．４、０．９、１．２および１．４ＭＰａの各最大回復応力値を有する２５％の予ひずみ
を与えた４つのサンプルのものである。増加するゴム状弾性率／黙示的な増加する架橋密
度は、回復応力の増加をもたらし、架橋密度の調整は、回復応力を調整するための実験的
に示された手法となる。

ＴＭＰＴＭＰで架橋された（ｘＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩサ
ンプルについて、Ｔ＝Ｔ_{ｌｏｓｓ ｍｏｄｕｌｕｓ}－１０℃で実験を行うことによってひ
ずみ－破断データを得た。そのデータを図７（ｃ）に示す。これらの引張試験実験は、比
較可能な脂肪族ポリウレタンの最大靱性状態を代表する以前の研究で示された温度で行っ
た。^［２４］それぞれ０．５、６．９および１０．５ＭＰａのゴム状弾性率を示した０．
０５、０．５および０．９のＴＭＰＡＥ組成を、ＤＭＡにより測定される各材料の損失弾
性率ピーク温度と比べて同等の温度におけるひずみ－破断試験のために選択した。引張試
験機の伸長範囲で破断しなかった０．０５ ＴＭＰＡＥサンプルについては、平均靱性を
＞９０．０ＭＪ／ｍ^３と計算し、０．５ ＴＭＰＡＥサンプルについては３６．３＋３．
９ＭＪ／ｍ^３、０．９ ＴＭＰＡＥサンプルについては２０．９＋２．１ＭＪ／ｍ^３と計
算した。靱性は架橋密度の増加とともに低下することが示された。

ＴＭＰＴＭＰで架橋された（ｘ ＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ
サンプルに７２時間直接接触暴露した後のマウス３Ｔ３線維芽細胞の細胞生存率データを
図７（ｄ）に示す。０．０５、０．３および０．７のＴＭＰＡＥ組成を有するサンプルは
、９３．５＋０．７％、９３．８＋０．８％および９３．８＋１．９％の平均７２時間細
胞生存率パーセントを示したが、対照は９８．８＋０．７％の細胞生存率を示した。

２．４．ＳＭＰマイクログリッパデバイスの特性評価結果

血管内デバイスのマイクロカテーテル送達中に圧着したマイクログリッパ／ボール先端
のアセンブリが受ける可能性のある最大の力を見積もるために、図８（ｃ）に示すＭＴＳ
引張試験システムにおいて引張試験実験を行い、デバイスの把持力を測定した。ＭＴＳシ
ステムの浸漬チャンバーを使用して、７つのデバイスについて３７℃の水中でひずみ－破
断実験を行った。図８（ｄ）は、試験した７つのデバイスそれぞれの破断値における把持
力の表を示し、平均把持力は１．４３±０．３７Ｎであった。

図９（ａ）および図９（ｂ）は、インビトロマイクロカテーテル送達実験に使用したＰ
ＤＭＳ血管モデルの実験装置を示す。グリッパを作動するために、８０８ｎｍのダイオー
ドレーザ（Ｊｅｎｏｐｔｉｋ ＡＧ、Ｊｅｎａ、ドイツ）を使用して、光ファイバを通じ
てデバイスに３．１Ｗで照射した。図９（ｃ）は、マイクロカテーテル内を通る光ファイ
バーケーブルによるレーザ作動によってトリガされた、成功したインビトロデバイスの展
開の画像を示す。インビトロ測定は、１９２ｍＬ／ｍｉｎの流量を用いて３７℃に保たれ
たフローループ内で行った。この実験を５回繰り返し、毎回放出に成功した。図９（ｄ）
は、光学顕微鏡を用いて撮影した流れのない２５℃の水性条件下でのＳＭＰマイクログリ
ッパのレーザ誘起作動のさらに高分解能の画像を示す。

ＳＭＰがチューブとして形成される実施形態では、放出中、加熱されたＳＭＰチューブ
が、半径方向に膨張し、軸方向に収縮することによってその一次形状に回復する。この形
状変化は、加熱コイルとＳＭＰチューブ部品との間の干渉を取り除くことによって離脱を
引き起こす。図１０のコマ撮り画像および温度応答プロファイルは、２３℃の水中でのデ
バイスの作動が成功したことを示す。

完全な作動が２秒以内に観察されたが、完全な放出を確実にするために、出力をさらに
３秒間加えた。温度応答プロファイルの点Ｄで移植片をヒータから引き離した。取り出し
時、ヒータは乱されず、完全な放出を示した。フィードバック温度がＳＭＰ Ｔｇを超え
ることは決してなかったが、多くの試験では最低でも５５℃のフィードバック温度が十分
なデバイスの作動をもたらしたと結論付けらたことに留意されたい。フィードバック温度
と、ＳＭＰが経験する温度との間には明らかな差があるが、熱電対出力は包括的な試験で
標準化できるという点で依然としてユーザにとって有用なフィードバックである。

図１０（ｆ）は、すべての試験結果をまとめたものである。報告した引張強度値は、こ
の放出機構により送達されるデバイスを開発する際の指針として役目を果たす。現行の設
計の直径は、我々の試験では機能的であったが、市販のカテーテルの大部分を収容するた
めに最終的には小型化する必要があるだろう。より小さな熱電対リード線とニクロム線を
使用すると、製造技術に大きな変更を必要とせずに理想的なデバイス寸法が得られる可能
性がある。

２３℃での放出の失敗は、熱電対接合部がＳＭＰチューブ内で延びすぎたときに、ヒー
タの遠位先端部でＳＭＰチューブが不完全に作動したためであった。この延びは、溶接接
合部を通って伝わる熱量が遠位先端でＳＭＰの作動を引き起こすのに十分ではないため、
放出中にわずかな干渉を残した。熱電対接合部を適切に配置する一貫した製造は、この問
題に対処できる。

３．議論

本明細書において報告される実施形態は、材料工学、医用材料および医療デバイスに関
する。材料工学の観点からは、高靭性、調整可能なガラス転移および架橋密度ならびに良
好な形状記憶挙動を示し、大気条件において重合後架橋能を持つ新しいＳＭＰシステムを
開発する目的は成功であった。熱機械特性評価実験は、ジオールおよびジイソシアネート
モノマー組成をそれぞれ変化させることによって、３８～７０℃および５６～１０５℃の
範囲にわたって調整可能な作動温度（ガラス転移）を示した（図６（ａ）、図６（ｂ）、
図６（ｃ）、図６（ｄ））。可変ジオールコモノマー系列について、ゴム状弾性率は、い
くつかの合成因子を変化させることによって約０．４～１０．４ＭＰａの程度の範囲にわ
たって調整可能であることが示され、この新たに報告されるＳＭＰシステムの実施形態に
おいて架橋密度を操作できる能力は、束縛回復形状記憶特性評価実験を利用して、回復応
力を調整するための成功した手法であることが示された。図２（ｂ）、図２（ｄ）および
図２（ｆ）のＤＭＡデータは、単一の熱可塑性配合物について、Ｃ＝Ｃ対ＳＨ比の合成条
件、硬化時間の溶媒成分およびポリチオール添加剤官能基それぞれを変化させることによ
って、ゴム状弾性率をおよそ１桁の範囲にわたって調整することができることを示す。単
一の熱可塑性配合物の架橋時にさまざまな材料特性を実現できる能力は、医療デバイス製
作のプロセスに材料工学レベルで合成の柔軟性をもたらすので、この用途の広いポリウレ
タンＳＭＰシステムの合成上の利点である。しかし、図５（ｅ）に熱機械的データが示さ
れている材料の場合、反応物の溶媒希釈が反応種の転化率を低下させ、最終的な架橋材料
中に未反応のチオールを効果的に残存させることから、硬化時間に溶媒組成を変化させる
ことによって架橋密度を制御できる能力が生じ得ることに留意されたい。ある実施形態は
、機械特性を調整する手段として溶媒希釈を利用する。

医用材料開発の観点から、図７（ｄ）に示す細胞生存率データは、報告されるＳＭＰシ
ステムにおける複数の配合物の生体適合性の証拠を提供する。マウス３Ｔ３線維芽細胞の
生存率試験を行った３つの配合物は、１：１ ＳＨ対Ｃ＝Ｃ比を用いて架橋されたポリマ
ー繰り返し単位あたり０．０５、０．３０および０．７０ Ｃ＝Ｃ単位の範囲にわたって
組成が変化するポリマー配合物からなる。図５（ａ）のＤＭＡデータが示す通り、これら
３つの配合物は、０．４～８．９ＭＰａのゴム状弾性率の変動をなし、架橋密度における
この変動を実現するために利用される各化学配合物は、マウス３Ｔ３線維芽細胞を用いた
直接接触試験における９０％よりも高い細胞生存率を示すことが明らかである。これらの
知見は、３つのＳＭＰ配合物が、７２時間の暴露の間、哺乳類細胞のこの株に対して非細
胞毒性であることを示し、したがって、このクラスのＳＭＰが、体内の移植用に設計され
る医療デバイスの製作において使用するための材料系になり得るという証拠を提供する。

文献に報告されているレーザ作動ＳＭＰデバイスのより広い範囲内で本明細書において
報告されるＳＭＰベースのレーザ作動マイクログリッパデバイスの重要性に関して、ＳＭ
Ｐステント、機械的血栓切除デバイス、ディフューザおよび塞栓発泡体を含むいくつかの
レーザ活性化ＳＭＰベースの医療デバイスの試作品が報告されている。本検討において報
告されるマイクログリッパデバイスの試作品は、動脈瘤を治療するために、塞栓コイルの
低侵襲送達および放出を容易にするよう設計されており、２００２年にＭａｉｔｌａｎｄ
および共同研究者らによって報告されたＳＭＰマイクログリッパの後にモデル化されてい
る。新しいマイクログリッパを開発する１つの動機は、動脈瘤閉塞デバイスの送達に改善
されたより効率的な経路を提供することである。動脈瘤の塞栓治療の臨床標準であるＧｕ
ｇｌｉｅｌｍｉ離脱型コイル（ＧＤＣ）は、送達ケーブルから金属コイルを離脱するため
に電気分解によって切断可能なポリマー架橋を利用する。単一のＧＤＣコイルの離脱プロ
セスは、動脈瘤を閉塞させるために１～５分以上がかかり、最大２０個のコイルが必要に
なることがある。長時間の治療時間は、電離放射線への暴露の増加を含め、患者のいくつ
かの危険因子を増大させる可能性がある。Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のＳＭＰマイク
ログリッパおよび本検討において報告されるＳＭＰマイクログリッパはいずれも、１０秒
以下の放出時間を示し、したがって、ＧＤＣコイルの放出時間と比べて利点がある。

Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のマイクログリッパと比較して、本検討におけるデバイ
スは、製作の容易さを含むいくつかの利点を有する。２００２年のデバイスは、フッ化水
素酸を用いて光ファイバからクラッドをエッチングして除き、エッチングした光ファイバ
をエポキシ樹脂中でディップコーティングし、エポキシをビードブラスト処理して拡散表
面を形成し、エポキシ上にＳＭＰチューブを取り付けることが必要であった。これらのス
テップは、ＳＭＰチューブへの光の結合効率を高めるために必要であった。対照的に、本
検討におけるマイクログリッパは、製作のためにより少ない容易なステップを必要とする
。ポリマーをＳＭＰ先端部の上に直接流延することにより、レーザ放射がグリッパに直接
結合され、光をＳＭＰ内に導くための別の技術は必要とされない。２００２年のデバイス
のものと同様に、ポリマーの屈折率が水の屈折率よりも高いため、光は、ＳＭＰを通って
ニチノールボールが圧着された遠位先端部に導かれる。流れ条件の下で各マイクログリッ
パ内のＳＭＰのレーザ誘起加熱および作動を可能にするために、ＳＭＰにレーザ吸収色素
をドープした。本明細書において報告されるさまざまな実施形態では、架橋前の熱可塑性
前駆体および架橋添加剤との溶液ブレンドによって光吸収色素の組み込みが実現する。本
明細書に報告された方法での溶液ブレンドは、光吸収色素粒子などの機能性添加剤の均質
な分布をもたらし、均質な分布は、レーザ照射の際にデバイスの体積全体にわたって均質
な加熱を可能にする。ネットワークマトリックス内への溶媒膨潤または熱可塑性溶融ブレ
ンドなどの他の機能性添加剤ブレンド技術は、それほど均一でない添加剤分散をもたらす
。Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のデバイスおよび本検討のマイクログリッパデバイスは
いずれも、溶液ブレンドを利用して熱可塑性ポリマー鎖全体に光吸収色素粒子を分散させ
るが、本検討におけるデバイスは、色素のブレンド後に別の後重合架橋ステップが施され
る。共有結合架橋は、ポリマーマトリックス内に分散した添加剤の位置を固定し、熱可塑
性ポリマーの可動性に関連する分散した粒子の再配置を減少させる。材料性能の観点から
、共有結合架橋はしばしば、物理的架橋よりも完全性が高い形状記憶挙動を可能にするが
、その理由は、共有結合架橋部位が、物理的架橋よりも永続的な網目点となるからである
。本検討におけるデバイスは、２００２年のデバイスよりも、プログラムされた形状で長
時間の保管時間にわたってより良い形状固定性および形状回復を示す。使用前に数カ月間
または数年間保管される可能性のある「既製の」医療デバイスを製作するために使用され
るＳＭＰ材料では、長期間にわたって形状記憶挙動の完全性を維持することが重要な材料
設計基準である。

４．結論

本明細書で扱われる実施形態は、生体医学工学および他の用途のための材料系としてポ
リマー系の実施形態を一緒に描写する形状記憶ポリマーおよびチオール－エンポリマー研
究の分野における注目すべき進展を示す。報告されている他の形状記憶ポリマー系と比較
して、本明細書において報告されるチオール－エン架橋ポリウレタンＳＭＰシステムの実
施形態は、高靭性、調整可能で狭いガラス転移、調整可能な形状記憶挙動および大気条件
における加工に対する適合性を含む材料属性の唯一のブレンドを提供する。以前報告され
たいくつかのチオール－エンポリマーと比較して、このポリウレタン／ポリ（チオエーテ
ル）ハイブリッドは、より高いガラス転移およびより低い架橋密度を示し、これは、熱可
塑性ウレタン／ポリチオールブレンドを大気条件において所望の形状に加工することも可
能にする後重合架橋合成法を用いて実現される。良好な生体適合性は、予備的な細胞生存
率の検討においても観察され、一緒に、これらの機械的属性、材料の加工能力および生体
適合性の結果は、本明細書で扱われるポリマー系の実施形態が、医療デバイス用途ならび
に他の用途のためのプラットフォームＳＭＰシステムとして役立ち得ることを支持する。
医療デバイスにおいて実施形態を実施する実現可能性が、脳動脈瘤の治療に使用される塞
栓コイルマイクログリッパ放出システムの製作を介して示され、このマイクログリッパデ
バイスの容易なデバイス製作プロセスは、この材料系が、他の医療デバイスの製作に適し
ている可能性があることを示す。

５．実験の部

５．１．材料

本検討においてチオール－エン架橋ＰＵ ＳＭＰシステムの架橋密度を調整するモノマ
ーベースの合成法を提供するために、アルケンジオールトリメチロールプロパンアリルエ
ーテル（ＴＭＰＡＥ、＞９８％）および末端封鎖剤アリルアルコール（ＡＡ、＞９９％）
をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。脂肪族ジオール
コモノマー、ジエチレングリコール（ＤＥＧ、＞９９％）、３－メチル－ペンタンジオー
ル（３－ＭＰＤ、＞９９％）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ、＞９９％）、２
－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ、＞９９％）、２，２’－ジメチルプロパンジオ
ール（２，２－ＤＭＰＤ、＞９９％）および１，４－シクロヘキサンジメタノールを変化
させることによってガラス転移を調整するために、シスおよびトランスの混合物（ＣＨＤ
Ｍ、＞９９％）をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。
ジイソシアネートモノマー組成を変化させることによってガラス転移を調整するために、
ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ、＞９８％）、トリメチルヘキサメチレンジイ
ソシアネート（ＴＭＨＤＩ、＞９７％）およびジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソ
シアネート（ＤＣＨＭＤＩ、＞９０％）をＴＣＩ Ａｍｅｒｉｃａから購入した。ポリウ
レタン重合中に水を吸収するために、４ÅモレキュラーシーブをＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉ
ｃｈから購入し、重合混合物に加えた。ウレタン重合中に水が存在するとき、ウレタン生
成が尿素生成よりも有利であることが示されている触媒ジルコニウム（ＩＶ）アセチルア
セトネート（Ｚｒ Ｃａｔ、＞９９％）をＡｌｆａ Ａｅｓａｒから購入し、熱可塑性ポ
リウレタン合成において使用した。無水テトラヒドロフラン（ＴＨＦ、＞９９．９８％）
をＥＭＤ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓから購入し、重合およびブレンド溶媒として使用した。ポ
リチオール架橋剤エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭ
Ｐ、＞９７％）およびジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネー
ト）（ＤＰＨＭＰ、＞９７％）をＷａｋｏ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓから購入し、トリメチロ
ールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ、＞９５％）、ト
リス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ、
＞９５％）およびペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（
ＰＥＴＭＰ、＞９５％）ならびに光開始剤２，２’－ジメトキシ－２－フェニルアセトフ
ェノン（ＤＭＰＡ）をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。すべてのモノマー、溶
媒、添加剤、触媒および架橋剤を特定の販売業者から購入し、さらに精製することなく受
け入れた状態で使用した。マイクログリッパデバイスの製作のために、Ｅｐｏｌｉｇｈｔ
（商標）４１２１白金色素をＥｐｏｌｉｎ， Ｉｎｃ．から購入し、２００／２２０／２
４０μｍのコア／クラッド／バッファの光ファイバをＰｏｌｙｍｉｃｒｏ Ｔｅｃｈｎｏ
ｌｏｇｉｅｓから購入した（ＦＶＰ２００２２０２４０）。

５．２．熱可塑性ポリウレタンの合成、精製および溶媒除去

本検討において合成されたすべての熱可塑性ポリウレタンの配合物を図３に示す。各熱
可塑性ポリウレタン配合物を、あらかじめ火炎乾燥した２４０ｍＬのガラスジャー内の無
水ＴＨＦ中の０．４０ｇ／ｍＬ溶液中の１００ｇ規模の重合バッチにおいて、同様にあら
かじめ火炎乾燥した約８０ｍＬの４Åモレキュラーシーブの存在下で合成した。すべての
モノマー、溶媒および触媒をＬａｂＣｏｎｃｏグローブボックス内で乾燥空気下、混合し
た。１．０２：１．００のＮＣＯ：ＯＨ比を用いて、すべてのジイソシアネートおよびヒ
ドロキシル出発材料をグローブボックス内のモレキュラーシーブを入れたガラスジャーに
加え、その後、無水ＴＨＦおよびＺｒ触媒（全体で０．０１０重量％のＺｒ Ｃａｔ）を
加えた。ＬａｂＣｏｎｃｏ ＲａｐｉｄＶａｐ装置を１５０ＲＰＭのボルテックス設定で
８０℃で２４時間使用して、密封したジャー内で重合を行った。ＲａｐｉｄＶａｐを使用
してモノマー溶液を加熱および混合した。２４時間後、粘性ポリマー溶液を別のＴＨＦで
希釈して濃度０．１０ｇ／ｍＬとし、高さ１５ｃｍ、直径１０ｃｍのフラッシュクロマト
グラフィーシリカカラムを使用して濾過し、モレキュラーシーブの粒子、残留モノマーお
よび触媒を除去した。濾過後、溶媒除去のために、精製して希釈したポリマー溶液を３０
ｃｍ×２２ｃｍの長方形のポリプロピレン（ＰＰ）皿にデカントした。溶液が入ったＰＰ
皿を真空オーブン内で周囲圧力で家庭用空気パージを用いて５０℃まで２４時間加熱し、
その後、オーブン温度をさらに２４時間、８０℃まで上昇させた。次いで、真空オーブン
を８０℃で１ｔｏｒｒの圧力まで７２時間減圧し、その後、厚さ約０．５ｍｍのニートの
非晶質の熱可塑性ポリウレタンフィルムをＰＰ皿から取り出し、将来使用するまで乾燥下
で保管した。

５．３．ゲル浸透クロマトグラフィーによる熱可塑性物質の分子量の特性評価

すべての熱可塑性ポリウレタン配合物の分子量を測定するために、Ｗａｔｅｒｓ Ｃｈ
ｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ， Ｉｎｃ．、インライン脱気装置を備えた１５１５アイソク
ラティックＨＰＬＣポンプ、モデルＰＤ２０２０デュアルアングル（１５°および９０°
）光散乱検出器、モデル２４１４示差屈折計（Ｗａｔｅｒｓ， Ｉｎｃ．）および直列に
接続した４本のＰＬｇｅｌポリスチレン－コ－ジビニルベンゼンゲルカラム（Ｐｏｌｙｍ
ｅｒ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ， Ｉｎｃ．）：５μｍ Ｇｕａｒｄ（５０×７．５ｍ
ｍ）、５μｍ ＭｉｘｅｄＣ（３００×７．５ｍｍ）、５μｍ １０４（３００×７．５
ｍｍ）および５μｍ ５００Å（３００×７．５ｍｍ）で、Ｂｒｅｅｚｅ（バージョン３
．３０、Ｗａｔｅｒｓ， Ｉｎｃ．）ソフトウェアを使用して、ゲル浸透クロマトグラフ
ィー（ＧＰＣ）実験を実施した。装置は、溶離液としてＴＨＦを用いて３５℃で操作した
（流量は１．０ｍＬ／ｍｉｎに設定）。データ収集はＰｒｅｃｉｓｉｏｎ Ａｃｑｕｉｒ
ｅ ３２ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎプログラム（Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ
ｓ， Ｉｎｃ．）を用いて実施し、分析はＤｉｓｃｏｖｅｒｙ３２ソフトウェア（Ｐｒｅ
ｃｉｓｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ， Ｉｎｃ．）を使用して行った。一連の広範な多分
散性ポリ（スチレン）標準の保持時間の関数として分子量をプロットして作成したシステ
ムの検量線を使用して分子量値を求めた。

５．４．ポリチオールおよび光開始剤溶液ブレンド、フィルムキャスティングならびに
サンプル硬化

ＵＶ硬化を施す熱可塑性ポリウレタン、ポリチオールおよび光開始剤（ｐｈｏｔｏｉｎ
ｉｔｉａｔｉｏｒ）のブレンドした混合物を調製するために、約５ｇの各熱可塑性ＰＵ配
合物を４０ｍＬのこはく色のガラスバイアル内のＴＨＦ溶液に溶解して、濃度約０．１３
ｇ／ｍＬの溶液を得た。次いで、ポリチオール架橋剤および光開始剤を指定量で各溶液に
加えた。他に記載されていない限り、１：１のＣ＝Ｃ対ＳＨの化学量論比、３．０重量％
のＤＭＰＡ光開始剤添加組成物、２４時間の後硬化時間、硬化時の４重量％未満のＴＨＦ
溶媒およびＴＭＰＴＭＰポリチオールの選択を用いた。混合物を１０ｃｍ×５ｃｍ×５ｃ
ｍのＰＰ容器に流し込んだ後、ＴＨＦの蒸発時間を変化させて指定のＴＨＦ組成を得た可
変ＴＨＦ系列を除くすべての系列について、ＰＰ容器を５０℃、周囲圧力の真空オーブン
内に置き、家庭用空気パージを用いてＴＨＦを２４時間蒸発させた。ブレンドした溶液を
ＰＰ容器に流し込む前後およびＴＨＦ蒸発後に再びＰＰ容器の質量を測ることによって硬
化時間のＴＨＦのパーセントを求めた。ＵＶＰ ＣＬ－１０００Ｌ架橋チャンバー内で３
６５ｎｍのＵＶ光を４５分間用いて、すべてのチオール－エンブレンドに照射し、ＵＶ硬
化後、すべてのサンプルを１２０℃、１ｔｏｒｒで２４時間後硬化させた。ただし、後硬
化時間を指定の通り変化させたさまざまな後硬化時間の系列のサンプルを除く。さまざま
なＣ＝Ｃ対ＳＨ化学量論比の系列については、４．０：１．０、２．０：１．０、１．５
：１．０および１．０：１．０のＣ＝Ｃ対ＳＨ比を用いた。さまざまな光開始剤成分の系
列については、０．１、０．５、１．０、３．０および１０．０重量％のＤＭＰＡ組成を
用いた。さまざまな後硬化時間の系列については、０分、１０分、１．５時間、６時間お
よび２４時間の後硬化時間を用いた。硬化系列のさまざまなＴＨＦについては、硬化時に
３００、１００、５０、２５および＜４重量％のＴＨＦ組成を用いた。さまざまなポリチ
オール官能基の系列については、ＥＧＢＭＰ、ＴＭＰＴＭＰ、ＰＥＴＭＰおよびＤＰＨＭ
Ｐを用いた（それぞれ、ｆ＝２、３、４および６）。さまざまなジオールコモノマーおよ
びさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のＴ_ｇ変更系列については、３ＴＩおよび
ＰＥＴＭＰポリチオール架橋剤をそれぞれ用いた。後硬化後、すべての架橋したフィルム
を将来使用するまで乾燥下で保管した。

５．５．材料の特性評価法

ＵＶ硬化および後硬化後に各ネットワークに取り込まれた熱可塑性ＰＵ鎖およびポリチ
オール架橋添加剤のパーセントを求めるために、選択した配合物についてゾル／ゲル分析
実験を行った。各配合物について、乾燥した～５０ｍｇのサンプルを三つ組にして２０ｍ
Ｌのガラスバイアルに入れ、その後、約１５０：１の溶媒対ポリマー質量比でＴＨＦを加
えた。バイアルにキャップをし、ＬａｂＣｏｎｃｏ ＲａｐｉｄＶａｐ装置を使用して、
５０ＲＰＭ、５０℃で４８時間ボルテックスした。４８時間後、溶媒膨潤したポリマーサ
ンプルをＴＨＦ／ゾル画分溶液から取り出し、新しい２０ｍＬガラスバイアルに入れ、８
０℃、１ｔｏｒｒでさらに４８時間乾燥し、次いで再びまとめて十分な質量データを得、
照射した各サンプルのゲル画分を測定した。

ゴム状弾性率およびガラス転移を含む各サンプルの重要な熱機械的データを求めるため
に、本検討において合成したすべての架橋サンプルについて動的機械分析（ＤＭＡ）実験
を実施した。長方形の２５．０×４．０×０．４ｍｍの試験片を、出力設定１５、速度設
定１２およびパス多重度ｎ＝２を用いた、Ｇｒａｖｏｇｒａｐｈ ＬＳ １００ ４０
Ｗ ＣＯ_２レーザ加工システムを用いて機械加工した。ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ
Ｑ８００動的機械分析装置をＤＭＡ Ｍｕｌｔｉｆｒｅｑｕｅｎｃｙ／Ｓｔｒａｉｎモー
ドで使用し、加熱速度２℃／ｍｉｎ、予負荷力０．０１Ｎ、ひずみ０．１％および針圧１
５０％を用いて－２０℃から１４０℃まで１Ｈｚで張力をかけてＤＭＡ実験を行った。Ｔ
Ａ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑシリーズソフトウェアを使用してＤＭＡの結果を記録し
、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓソフトウェア
を使用して分析した。

選択したサンプルの回復可能なひずみおよび回復応力を測定するために、上の段落のＤ
ＭＡサンプルの調製に使用したものと同じレーザ加工パラメータを用いて調製したレーザ
加工の２５．０×４．０×０．４ｍｍの長方形の試験片について、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍ
ｅｎｔｓ Ｑ８００ ＤＭＡを使用して、形状記憶特性評価実験を実施した。ＤＭＡのひ
ずみ率モードでは、長方形の試験片をＴ_ｇ＋２５℃（ガラス転移は、先のＤＭＡの結果か
ら、タンデルタのピークによって求めた。）まで加熱し、３０分間平衡させ、次いで２５
、５０または１００％変形するまでひずませた。次いで、ひずんだサンプルを０℃まで冷
却し、さらに３０分間平衡させた。材料の回復応力を測定するために用いた束縛回復実験
については、ＤＭＡ装置の駆動力を保持し、サンプルを２℃／ｍｉｎで１２０℃まで加熱
した。ＳＭＰの回復可能なひずみパーセントを測定するために用いた自由ひずみ回復実験
については、０℃で平衡させた後に駆動力をゼロに設定し、サンプルを２℃／ｍｉｎで１
２０℃まで再加熱し、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑシリーズソフトウェアを使用し
て回復可能な変形の量を記録し、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ
Ａｎａｌｙｓｉｓソフトウェアを使用して分析した。

選択した架橋されたサンプルの極限引張特性および靱性を求めるために、多温度ひずみ
－破断実験を行った。ＡＳＴＭタイプＶのドッグボーンサンプルを、出力設定１５、速度
設定１２およびパス多重度ｎ＝２を用いた、Ｇｒａｖｏｇｒａｐｈ ＬＳ １００ ４０
Ｗ ＣＯ２レーザ加工装置を用いて機械加工した。すべてのレーザ加工サンプルについ
て、４００、次いで８００、次いで１２００グリットのサンドペーパーを使用して縁を磨
いた。５００Ｎロードセル、１ｋＮ高温空気圧式グリップ、および強制対流加熱を利用し
た温度チャンバーを備えたＩｎｓｔｒｏｎ Ｍｏｄｅｌ５９６５電気機械式スクリュー駆
動試験フレームを使用して、選択したサンプル（ｎ＞５）について、ひずみ－破断実験を
行った。６０ ｍｍの視野レンズを備えたＩｎｓｔｒｏｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｖｉｄｅ
ｏ Ｅｘｔｅｎｓｏｍｅｔｅｒを使用して、ゲージ長さの両端に施された平行線を追跡す
ることにより、サンプルの変形を光学的に測定した。サンプルを、先の実験で観察された
このポリウレタン系の高靭性の熱的状態に相当するＴ＝Ｔ_{ｌｏｓｓ ｍｏｄｕｌｕｓ ｐ
ｅａｋ}－１０℃まで加熱した（損失弾性率ピーク温度は、先に得られたＤＭＡデータから
求めた）。サンプルをゼロ負荷で加熱した。これは、熱平衡中に下部のグリップを締め付
けずに保つことによって実現した。温度を目標温度で３０分間保持して熱平衡させ、その
後、下部のグリップを締め付け、次いで、１０ｍｍ／ｍｉｎの変形速度で実験を開始した
。Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｂｌｕｅｈｉｌｌ ３ソフトウェアを使用してデータを記録した。

選択した架橋サンプルの細胞生存率パーセントを求めるために、細胞毒性試験の対象と
なるであろう各サンプルの４つの９．０×４．０×０．４ｍｍ試験片を、Ｇｒａｖｏｇｒ
ａｐｈ ＬＳ １００ ４０ Ｗ ＣＯ_２レーザ加工システムを使用し、先の段落で指定
したレーザ切断パラメータを用いてレーザ切断した。レーザ加工後、すべての試験片を石
けんと水で洗浄し、イソプロパノールですすぎ、次いで、８０℃の真空オーブン内で２４
時間乾燥させた後、ＥｔＯ滅菌を行った。細胞培養プロトコルについては、マウス３Ｔ３
線維芽細胞を、１０％ウシ胎児血清および１％ペニシリン／ストレプトマイシンを含むＤ
ＭＥＭ中、３７℃および５％ ＣＯ_２で培養した。ポリマーサンプルを滅菌鉗子を用いて
１２ウェルプレートに入れ、５００μＬの培地で覆った。細胞をトリプシン処理し、遠心
分離し、５００μＬの培地に再懸濁させ、その後、１２ウェルプレートの各ウェルに約６
６，０００細胞／ｃｍの密度で置いた。２４時間および７２時間の時点で、培地をウェル
から吸引し、約５００μＬのＣａｌｃｅｉｎ ＡＭ染色液を各ウェルに加えた後、３７℃
および５％ ＣＯ_２で６０分間インキュベートした。Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭは細胞透過性
色素であり、生細胞の細胞質に見られるエステラーゼによって触媒される加水分解時に緑
色の蛍光を発する。死んだ細胞は、この反応を触媒する実行可能なエステラーゼを含まず
、緑色の蛍光を発しない。インキュベーションの間、ＰＢＳで希釈することによって５μ
Ｍ ビスベンズイミド（ＢＢＩ、Ｈｏｅｃｈｓｔ ３３２５８）染色液を調製した。画像
化前に、細胞をＰＢＳで１回洗浄し、約５００μＬのＢＢＩ溶液を各ウェルに加え、その
後、光暴露を制限するために画像化されていないときはウェルをアルミ箔で覆った。ＢＢ
Ｉを核染色剤として使用し、これにより、Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭで染色されなかった細胞
の可視化を可能にした。このようにして、生細胞を緑色の蛍光を発するものとして計数し
、死んだ細胞を、Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭ（緑色）を含まない核のＢＢＩ染色（青色）を示
すものとして計数した。各ポリマー配合物の３～４回の繰り返しを画像化し、ＩＳＯ １
０９９３ 第５部にしたがって分析した。広視野蛍光画像を各ウェルについて１０倍の倍
率で撮影し、ＩｍａｇｅＪコンピュータソフトウェアおよびその「Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔ
ｅｒ」プラグインを使用して画像を分析した。

５．６．マイクログリッパデバイスの製作

円筒形のマイクログリッパ

マイクログリッパを調製するために、１ｇのＰＵを２ｇのＴＨＦに溶解した。加えたＴ
ＨＦの一部にＥｐｏｌｉｎをドープした。加えられるドープされたＴＨＦの量を、マイク
ログリッパ中で０．１５％のＥｐｏｌｉｎの所望の重量％が得られるように調整した。次
いで、ＤＭＰＡおよび３ＴＩを、溶解したＰＵ溶液に加えた。図８（ａ）に示す通り、Ｒ
ａｉｎ－Ｘ被覆シリカキャピラリーチューブ（ＩＤ ７００ｕｍ、Ｐｏｌｙｍｉｃｒｏ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、Ｐｈｏｅｎｉｘ、ＡＺ）および光ファイバをグリッパの中心
に置くために使用されるテフロン（登録商標）スペーサーからなる型を、我々の所望の形
状を得るために製作した。裂いた光ファイバ先端部を準備し（ＦＶＰ２００２２０２４０
、Ｐｏｌｙｍｉｃｒｏ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、Ｐｈｏｅｎｉｘ、ＡＺ）、型に挿入
し、溶解したＳＭＰを型の遠位端に注入し、チューブを満たし、気泡をすべて追い出した
。次いで、マイクログリッパを２０分間ＵＶ架橋させ、真空下、１２０℃で一晩後硬化さ
せた。このステップでは、溶媒を蒸発によりポリマーから除去し、ＳＭＰを初期の７００
ｕｍのＯＤから我々の所望の約４５０ｕｍのＯＤに収縮させた。後硬化後、型を取り外し
、マイクログリッパに、気泡、不適切な繊維の配置、またはグリッパ内の微粒子などの欠
陥がないか検査した。

マイクログリッパ／ボール先端のアセンブリの圧着プロセスを図８（ｂ）に示す。コイ
ルをマイクログリッパ内に装填するために、グリッパを、グリッパのＯＤよりわずかに大
きいＩＤを有する毛細管内に配置した。次いで、グリッパをそのＴ_ｇを超えて加熱し、ワ
イヤコイルのボール先端部をＳＭＰの遠位端に軸方向に押し込んだ。次いで、すべての構
成要素を室温まで冷却し、ＳＭＰを変形した形状に固定し、ボール先端のコイルを固定し
た。

抵抗性ヒータデバイスの製作

このデバイスは、ヒータおよび移植片の２つの別個の部品で構成されている。ヒータは
、Ｔ型熱電対接合部の周りに巻かれたニクロム線コイルが先端に付いている。移植片は、
ニチノールワイヤ「模擬デバイス」にエポキシ樹脂で接着されているプログラムされたＳ
ＭＰチューブから構成される。図１１は、放出機構の各構成部品の構造を示す。

デバイスのヒータ部は、３本の直径１２５μｍの絶縁された銅リード線と１本の１２５
μｍの絶縁されたコンスタンタンリード線を、長さ１５５ｃｍ、ＩＤ ３０５μｍ、ＯＤ
４５５μｍのＡｃｔｏｎｅケーブルチューブ（Ａｓａｈｉ Ｉｎｔｅｃｃ、日本）に通
すことによって製作した。デバイスの遠位端に、絶縁された直径１００μｍのニクロム線
ダブレットを、１本の銅およびコンスタンタンリード線の周りに巻き付け、次いで、ｉＷ
ｅｌｄレーザ溶接機（Ｌａｓｅｒｓｔａｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ｃｏｒｐｏｒａ
ｔｉｏｎ、Ｏｒｌａｎｄｏ、Ｆｌｏｒｉｄａ）を使用して、遠位先端部で一緒にレーザ溶
接し、Ｔ型熱電対接合部を形成した。残りのリード線を溶接し、熱収縮チューブで補強し
、熱電対コネクタを取り付けて別個の熱電対および加熱回路を形成した。

管状のマイクログリッパデバイスの製作

ＳＭＰチューブを、独自の後重合架橋性ポリウレタン化学から製作した。熱可塑性ポリ
マー溶液をＯＤ ７４０μｍのＴｅｆｌｏｎ被覆ステンレス鋼製マンドレル（Ｍｃｍａｓ
ｔｅｒ Ｃａｒｒ）上にディップコーティングし、続いて、架橋および後硬化させて、外
径８９０μｍのＳＭＰチューブを得た。Ｑ２００ ＤＳＣ（ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ
ｓ、Ｎｅｗ Ｃａｓｔｌｅ、Ｄｅｌａｗａｒｅ）を使用して、６３℃のガラス転移温度を
求めた。

二次ＳＭＰチューブの形状は、チューブをその転移温度を超えて加熱し、３５０μｍの
鋼製マンドレル上に伸ばし、室温まで冷却する間、それらを拘束することによってプログ
ラムした。これにより、元のチューブよりも細長く、直径が小さいプログラムされた形状
が得られた。移植可能なデバイスの骨格である直径６５μｍのニチノールワイヤを熱処理
してヘアピンループにし、ＵＶ硬化性エポキシを用いてＳＭＰチューブ部分の内側に取り
付けた。

放出機構を完成させるために、エポキシ接着剤から突き出ているＳＭＰチューブの部分
を、７５℃に設定したＭａｃｈｉｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ（Ｆｌａｇｓｔａｆｆ、Ａｒ
ｉｚｏｎａ）ＳＣ１５０加熱圧着ヘッドを用いて、巻かれたニクロムコイル上に圧着した
。クリンパを室温まで徐冷した後、完成したデバイスを取り外した。

管状のマイクログリッパデバイスの特性評価

放出デバイスの試作品を２３℃の水中で作動させて検証した。Ａｇｉｌｅｎｔ Ｕ３６
０６Ａ電源をデバイスを加熱する定電流源として使用した。３００ｍＡ～３５０ｍＡの範
囲の電流を通し、平均電力４ワットを供給して、展開に十分な加熱を行った。熱電対にＮ
Ｉ９２１１ ＤＡＱモジュールおよびＬａｂＶｉｅｗ（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕ
ｍｅｎｔｓ、Ａｕｓｔｉｎ、Ｔｅｘａｓ）を取り付けることにより温度を監視した。

室温の水で検証した後、放出デバイスを３７℃のインビトロフローループ内で試験した
。デバイスを、ＩＤ ５００μｍのＴｅｆｌｏｎチューブ模擬マイクロカテーテルを通じ
てシステムに導入した。デバイスを、２２６ｍｌ／ｍｉｎの我々の流量システムに動的に
調整された模擬総頸動脈ピーク流量下で展開した。

放出機構の引張強度は、５０Ｎのロードセル、空気圧式グリップおよび温度チャンバー
を備えたＩｎｓｔｒｏｎ ５９６５フレームを使用して測定した。各デバイスを３７℃で
１５分間平衡させ、続いて、デバイスが破断するまで１ｍｍ／ｍｉｎで負荷をかけた。デ
バイスの引張強度をピーク負荷力と定義した。

５．７．円筒形のマイクログリッパデバイスの特性評価

血管内デバイスのマイクロカテーテル送達中における圧着したマイクログリッパ／ボー
ル先端のアセンブリの把持強度能力に関する指標データを得るために、圧着したアセンブ
リの最大把持力を引張試験実験を用いて求めた。図８（ｃ）に示す通り、これらの実験は
、ＭＴＳ引張試験システムを用いて設定および実施した。ＭＴＳシステムの浸漬チャンバ
ーを使用して、ひずみ－破断実験を、３７℃の水中で７つの圧着した７つのデバイスで実
施した。さらに、デバイス展開の成功の概念実証を行うために、インビトロでの測定を、
図６（ａ）および図６（ｂ）に示す実験装置を用いて、３７℃に保たれたフローループ内
で１９０ｍＬ／ｍｉｎの流量を用いて行った。この流量はインビボで見られる流量と同等
である。グリッパを作動させるために、８０８ｎｍのダイオードレーザ（Ｊｅｎｏｐｔｉ
ｋ ＡＧ、Ｊｅｎａ、ドイツ）を使用して、約３．１Ｗのレーザを光ファイバを通じてグ
リッパに約５秒間照射した。５つの圧着したデバイスに、これらのインビトロレーザ作動
展開を行い、一貫した放出に関して試験した。

上で言及した参考文献は以下の通りである：［１］Ｗ．Ｓｍａｌｌ ＩＶ，Ｐ．Ｓｉｎ
ｇｈａｌ，Ｔ．Ｓ．ＷｉｌｓｏｎおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃ
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ｌｃｈ．Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ ２００２，４１，２０３５。［８］Ｃ．
Ｌｉｕ，Ｈ．ＱｉｎおよびＰ．Ｔ．Ｍａｔｈｅｒ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．２００７
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ｒ，Ｔ．Ｓ．ＷｉｌｓｏｎおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｒａｄｉａｔ．Ｐｈｙｓ．
Ｃｈｅｍ．２０１３，８３，１１１。［１１］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｋ．Ｇａｌｌ，Ｔ．Ｗ
ａｒｅ，Ｄ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｊ．Ｐ．ＢｅａｒｉｎｇｅｒおよびＴ．Ｓ．Ｗｉｌ
ｓｏｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．２０１１，１２１，１４４。［１２］Ｑ．
Ｌｉ，Ｈ．Ｚｈｏｕ，Ｄ．Ａ．Ｗｉｃｋｓ，Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ｄ．Ｈ．Ｍａｇｅｒｓ
およびＨ．Ｒ．ＭｃＡｌｅｘａｎｄｅｒ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２００９，４
２，１８２４。［１３］Ｊ．Ｎ．Ｒｏｄｒｉｇｕｅｚ，Ｆ．Ｊ．Ｃｌｕｂｂ，Ｔ．Ｓ．Ｗ
ｉｌｓｏｎ，Ｍ．Ｗ．Ｍｉｌｌｅｒ，Ｔ．Ｗ．Ｆｏｓｓｕｍ，Ｊ．Ｈａｒｔｍａｎ，Ｅ．
Ｔｕｚｕｎ，Ｐ．ＳｉｎｇｈａｌおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．
Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．Ｐａｒｔ Ａ ２０１３，１０．１００２／ｊｂｍ．ａ．３４７８
２。［１４］Ｕ．Ｄ．Ｈａｒｋａｌ，Ａ．Ｊ．ＭｕｅｈｌｂｅｒｇおよびＤ．Ｃ．Ｗｅｂ
ｓｔｅｒ．Ｐｒｏｇ．Ｏｒｇ．Ｃｏａｔ．２０１２，７３，１９。［１５］Ｃ．Ｅ．Ｈｏ
ｙｌｅおよびＣ．Ｎ．Ｂｏｗｍａｎ．Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ．２０１０，
４９，１５４０。［１６］Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ａ．Ｂ．ＬｏｗｅおよびＣ．Ｎ．Ｂｏｗ
ｍａｎ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｒｅｖ．２０１０，３９，１３５５。［１７］Ｄ．Ｐ．Ｎａ
ｉｒ，Ｎ．Ｂ．Ｃｒａｍｅｒ，Ｔ．Ｆ．Ｓｃｏｔｔ，Ｃ．Ｎ．ＢｏｗｍａｎおよびＲ．Ｓ
ｈａｎｄａｓ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２０１０，５１，４３８３。［１８］Ｓ．Ｂｅｉｇｉ，
Ｈ．ＹｅｇａｎｅｈおよびＭ．Ａｔａｉ．Ｄｅｎｔ．Ｍａｔｅｒ．２０１３，２９，７７
７。［１９］Ｚ．Ｙａｎｇ，Ｄ．Ａ．Ｗｉｃｋｓ，Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ｈ．Ｐｕ，Ｊ．
Ｙｕａｎ，Ｄ．ＷａｎおよびＹ．Ｌｉｕ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００９，５０，１７１７。
［２０］Ｄ．Ｂ．Ｏｔｔｓ，Ｅ．ＨｅｉｄｅｎｒｅｉｃｈおよびＭ．Ｗ．Ｕｒｂａｎ．Ｐ
ｏｌｙｍｅｒ ２００５，４６，８１６２。［２１］Ｓ．Ｅ．Ｋａｓｐｒｚａｋ，Ｂ．Ｍ
ａｒｔｉｎ，Ｔ．ＲａｊおよびＫ．Ｇａｌｌ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００９，５０，５５４
９。［２２］Ｔ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｊ．Ｐ．Ｂｅａｒｉｎｇｅｒ，Ｊ．Ｌ．Ｈｅｒｂｅ
ｒｇ，Ｊ．Ｅ．Ｍ．ＩＩＩ，Ｗ．Ｊ．Ｗｒｉｇｈｔ，Ｃ．Ｌ．ＥｖａｎｓおよびＤ．Ｊ．
Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．２００７，１０６，５４０。［
２３］Ｄ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｍ．Ｆ．Ｍｅｔｚｇｅｒ，Ｄ．Ｓｃｈｕｍａｎｎ，Ａ
．ＬｅｅおよびＴ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ．Ｌａｓｅｒ Ｓｕｒｇ．Ｍｅｄ．２００２，３０
，１。［２４］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｃ．Ｊ．Ｂｅｓｓｅｔ，Ａ．Ｔ．Ｌｏｎｎｅｃｋｅｒ
，Ｔ．Ｗａｒｅ，Ｗ．Ｅ．Ｖｏｉｔ，Ｔ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｋ．Ｌ．Ｗｏｏｌｅｙおよ
びＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２０１３，１０．１０２
１／ｍａ４０１８３７２。

以下の実施例は、別の実施形態に関する。

実施例１は、形状記憶特性を有し、ポリチオール架橋剤を用いたチオール－エン付加に
よって架橋されたときに形状記憶特性を有する熱硬化性ポリマーを生成する、ポリマー鎖
に沿って実質的に等間隔の架橋性アルケン基を有するポリマー鎖を含むポリマー組成物を
含む。

実施例２において、実施例１の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーがポリ（
チオエーテル－コ－ウレタン）である場合を含むことができる。

実施例３において、実施例１の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーがポリ（
チオエーテル－コ－エステル）である場合を含むことができる。

実施例４において、実施例１～３の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーが、
ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）のブレ
ンドである場合を含むことができる。

実施例２、３および４に関して、ウレタンは良好な機械特性を有し、その結果、強力な
デバイスが得られる。ポリエステルは、機械的完全性がより低くなるトレードオフで生分
解を可能にする。さまざまな実施形態には、さまざまなエステル／ウレタン比が含まれる
。

実施例５において、実施例１～４の主題は、任意選択で、ヘキサメチレンジイソシアネ
ート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロ
ヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネ
ート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－ブタ）、ジエチレングリコール
（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）
、トリエチルアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ）、トリメチロールプロパンア
リルエーテル（ＴＭＰＡＥ）、３－メチル－１，５－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、
ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、１，
４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ）、２
，２’－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）および１，４－シクロヘキサン
ジメタノール（ＣＨＤＭ）’からなる群から選択される少なくとも１つのモノマーを含む
ことができる。

ある実施形態において、ＴＭＰＡＥは、熱可塑性材料の製造に使用され、懸垂二重結合
を熱可塑性ポリウレタンに組み込むための安価で効率的な方法を提供する。

ある実施形態の方法は、熱可塑性物質を製造することから始めることを含み、次いで、
これを用いてさまざまなデバイス形状を作製し、次いで、熱硬化性物質に架橋する。（ヒ
トへの移植に適した）さまざまな最終製品には、熱硬化性物質が含まれる。

実施例６において、実施例５の主題は、任意選択で、トリメチロールプロパンアリルエ
ーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例７において、実施例１の主題は、任意選択で、トリメチロールプロパンアリルエ
ーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例８において、実施例１～７の主題は、任意選択で、ポリチオール架橋剤が、エチ
レングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリト
リトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロール
プロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３
－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）およびペンタエ
リトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）からなる群か
ら選択される場合を含むことができる。

実施例９において、実施例１～８の主題は、任意選択で、チオール－エン反応がＵＶ光
開始剤によって開始される場合を含むことができる。

ある実施形態において、残留光開始剤は、最終製品ポリマー中に残される。

実施例１０において、実施例１～９の主題は、任意選択で、３０℃～１０５℃の間のガ
ラス転移温度を有するポリマー組成物を含むことができる。

実施例１１において、実施例１～１０の主題は、任意選択で、２０℃未満のガラス転移
温度幅を有するポリマー組成物を含むことができる。

実施例１０および１１は、最終製品において検出可能である。本明細書に記述される他
の特性に加えて、かなりのネットワークの均一性を必要とするという理由で当業者が狭い
ガラス転移を得るときに大きな困難に直面することになるため、これらの実施例は有利で
ある。特に体内の水分にさらされると、ほとんどのＴｇが低下するため、３０～１０５Ｃ
の範囲にあるＴｇは、バイオメディカル用途で大きな有用性がある。背景技術の文章で述
べた通り、多くのチオール－エンネットワークが２５Ｃ未満のＴｇを有し、Ｔｇがバイオ
メディカル用途には十分高い場合、そのネットワークは脆い。

実施例１２において、実施例１～１１の主題は、任意選択で、ポリマーが、凍結乾燥、
高逆相エマルション発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用する細孔テン
プレート化、溶液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイクロ押出または
インクペン印刷、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクトロスピニング
、クリオゲル化あるいは超臨界ガス発泡の群からのプロセスの１つまたは組み合わせによ
って多孔質構造または発泡体に加工される場合を含むことができる。

実施例１３は、形状記憶特性を有する直鎖または分岐鎖の熱可塑性直鎖状ポリマーを生
成することと、ポリマーをある形状に加工することと、デバイス形状を有し、永続的な形
状として形を成す熱硬化性ポリマーが生成され、その作動転移を超える温度で応力または
ひずみを加えることにより安定な二次形状をとるように作られ、次いで、その転移温度未
満の温度まで冷却される間、二次形状で保持されてもよいようにポリマーを硬化または架
橋することとを含む、形状記憶特性を有するポリマーの物品を製造する方法を含む。

実施例１４において、実施例１３の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリマー加工が、溶
液流延、溶液紡糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出およびフ
ィルムブローイングからなる群から選ばれる場合を含むことができる。

一例では、本明細書において列挙されるデータにより、合成法のある実施形態（例えば
、図１）を用いて最終生成物が調製されたかどうか確認される。例えば、図１により調製
された最終生成物が、同等の形状記憶特性（例えば、同じ程度に鋭い転移を有する、引用
した３０～１０５℃の範囲内のＴｇ）を有する（ＦＴＩＲを用いて検出可能な）チオエー
テル－コ－ウレタンによって証明されてもよい。

一例は、他のＳＭＰが使用できない加工技術（すなわち、熱可塑性技術）を可能にする
プロセスおよび合成法を含む。ある実施形態において、最終製品（熱硬化性物質）は優れ
た機械特性を有する。一例は、ＳＭＰである熱硬化性材料（ポリ（チオエーテル－コ－ウ
レタン））の一クラスに含まれる最終製品の属クレームを含む。（チオレン材料は、従来
、医療用ＳＭＰに有用な範囲を下回るＴｇ（例えば、２５℃）を有することを考慮して）
従来、熱硬化性デバイスには利用できなかった、Ｔｇの範囲、転移幅および機械特性なら
びに複雑な形状がこれらの熱硬化性デバイスでは可能である。

一例は、図１２に示すチオール－エンクリック反応を含む。チオレン反応は、ｅビーム
照射を用いて開始されてもよい。

実施例１’は、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物を含み、ここで、熱可塑
性ポリウレタン形状記憶ポリマーは、（ａ）ポリオールと（ｂ）ジイソシアネートとの反
応生成物を含む。

実施例２’において、実施例１’の主題は、任意選択で、ポリオールがジオールである
場合を含むことができる。

実施例３’において、実施例１’～２’の主題は、任意選択で、ジオールがＣ＝Ｃジオ
ールである場合を含むことができる。

実施例４’において、実施例１’～３’の主題は、任意選択で、ポリオールが、トリメ
チロールプロパンアリルエーテル、ジエチレングリコール、３－メチル－ペンタンジオー
ル、１，４－ブタンジオール、２－メチルプロパンジオール、１，４－シクロヘキサンジ
メタノールならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができ
る。

実施例５’において、実施例１’～４’の主題は、任意選択で、ジイソシアネートが、
ヘキサメチレンジイソシアネート、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネートおよびジ
シクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネートならびにこれらの組み合わせからなる
群から選択される場合を含むことができる。

実施例６’において、実施例１’～５’の主題は、任意選択で、少なくとも１つの架橋
剤を含むことを含むことができる。

実施例７’において、実施例１’～６’の主題は、任意選択で、架橋剤がポリチオール
である場合を含むことができる。

実施例８’において、実施例１’～７’の主題は、任意選択で、ポリチオールが、エチ
レングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）、ジペンタエリトリトールヘキサ
キス（３－メルカプトプロピオネート）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプ
トプロピオネート）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソ
シアヌレート、ペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）なら
びにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例９’において、実施例１’～８’の主題は、任意選択で、ポリオール対ジイソシ
アネートの比が約１：１である場合を含むことができる。

実施例１０’において、実施例１’～９’の主題は、任意選択で、ポリマー中に存在す
る架橋剤対ジオールの比が１：１である場合を含むことができる。

実施例１１’において、実施例１’～１０’の主題は、任意選択で、ポリマー自体に本
質的であり得る光活性化された発色団、非本質的な光活性化された発色団ドーパントまた
は熱伝導性ドーパントのうちの１つを含むことができて、ここで、ドーパントは、ポリマ
ー全体にわたって均一に分散される。

実施例１２’において、実施例１’～１１’の主題は、任意選択で、ドーパントが、レ
ーザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子またはこれらの組み合わせからなる群から選
択される場合を含むことができる。

実施例１３’において、実施例１’～１２’の主題は、任意選択で、使用されるレーザ
波長が、ポリマーの吸収スペクトルと重なる場合を含むことができる。

実施例１４’において、実施例１’～１３’の主題は、任意選択で、形状記憶ポリマー
が、ポリオール濃度およびジイソシアネート濃度を変化させることによって、３８℃～１
０５℃の範囲の熱誘発温度を示す場合を含むことができる。

実施例１５’は：ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとを混合するステッ
プ；モノマーの重合を開始して、ポリマーを生成するステップ；任意選択でポリマーと、
架橋剤および光活性化または熱伝導性ドーパントとをブレンドするステップ；ブレンドし
たポリマーにＵＶ光を照射して、架橋を開始するステップ；および架橋ポリマーを硬化す
るステップを含む、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物の製造方法を含む。

実施例１６’において、実施例１５’の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリウレタン形
状記憶ポリマー組成物が、血管内デバイスまたは作動デバイスの先端部の上に円筒に成形
される場合を含むことができる。

実施例１７’において、実施例１５’～１６’の主題は、任意選択で、作動デバイスが
、光ファイバ、光ファイバディフューザまたは抵抗性ヒータである場合を含むことができ
る。

実施例１８’において、実施例１５～１７’の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリウレ
タン形状記憶ポリマー組成物が管に成形される場合を含むことができる。

実施例１９’において、実施例１５’～１８’の主題は、任意選択で、管が、細長い二
次成形された形態にされる場合を含むことができる。

実施例２０’において、実施例１５’～１９の主題は、任意選択で、細長い成形された
形態が、血管内デバイスまたは作動デバイスの先端部に取り付けられる場合を含むことが
できる。

実施例２１’は：血管内デバイスまたは作動デバイスをマイクロアクチュエータ内に軸
方向に圧着するか、または血管内デバイスをマイクロアクチュエータ側壁内に圧着するス
テップ；圧着した部品を対象の必要な領域に運ぶステップ；ドーパントを活性化してマイ
クロアクチュエータを加熱し、かつマイクロアクチュエータの形状に変化を引き起こすス
テップ；およびマイクロアクチュエータの形状の変化の結果、デバイスをマイクロアクチ
ュエータから放出するステップを含む、マイクロアクチュエータを使用して血管内デバイ
スを送達する方法を含む。

実施例２２’は：活性化または血管内デバイスをマイクロアクチュエータ内腔に挿入す
るステップ；半径方向にマイクロアクチュエータを圧着し、デバイスを内腔内の所定の位
置に固定するステップ；圧着した部品を対象の必要な領域に運ぶステップ；ドーパントを
活性化してマイクロアクチュエータを加熱して、マイクロアクチュエータの形状に変化を
引き起こすステップ；およびマイクロアクチュエータの形状の変化の結果、デバイスをマ
イクロアクチュエータから放出するステップを含む、マイクロアクチュエータを使用して
血管内デバイスを送達する方法を含む。

実施例２３’において、実施例２１’～２２’の主題は、任意選択で、架橋熱可塑性形
状記憶ポリマーのマイクロアクチュエータまたはドーパントが、レーザ照射によって活性
化される場合を含むことができる。

実施例２４において、実施例２１～２３の主題は、任意選択で、架橋熱可塑性形状記憶
ポリマーのマイクロアクチュエータまたはドーパントが、抵抗性ヒータからの伝導加熱に
よって活性化される場合を含むことができる。

抵抗性ヒータは、コアワイヤに接地された抵抗性ワイヤダブレットまたは単一の抵抗性
ワイヤとして指定のピッチおよび間隔で巻かれた、（１本または複数本）コアワイヤの周
りに巻かれた高抵抗ワイヤから構成されてもよい。ある実施形態において、（１本または
複数本）抵抗性ワイヤが周りに巻かれた内部コアは、１本または複数本のワイヤからなる
。コアワイヤは、絶縁された熱電対リード線を、コアの遠位端または軸方向長さに沿った
特定の点に位置する熱電対接合部とともに組み込むことができる。

実施例２４’において、実施例２１’～２４’の主題は、任意選択で、活性化デバイス
と血管内デバイスとの間に穴を開けて、空気塞栓のリスクを最小限に抑えることを含むこ
とができる。

実施例１ａは：ポリマー鎖に沿って実質的に等間隔の架橋性アルケン基；およびポリチ
オール架橋剤を含むポリマー組成物；を含み、ここで、組成物は熱可塑性であり、かつチ
オール－エン反応を介するアルケン基とポリチオール架橋剤との架橋が、形状記憶特性を
有する熱硬化性ポリマーを生成するように構成される。

実施例２ａにおいて、実施例１ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーがポリ（チ
オエーテル－コ－ウレタン）である場合を含むことができる。

実施例３ａにおいて、実施例１ａ～２ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーがポ
リ（チオエーテル－コ－エステル）である場合を含むことができる。

実施例４ａにおいて、実施例１ａ～３ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーが、
ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含む
場合を含むことができる。

実施例５ａにおいて、実施例１ａ～４ａの主題は、任意選択で、ヘキサメチレンジイソ
シアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジ
シクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソ
シアネート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－ブタ）、ジエチレングリ
コール（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチルアミノピリジン（ＤＭ
ＡＰ）、トリエチルアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ）、トリメチロールプロ
パンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）、３－メチル－１，５－ペンタンジオール（３－ＭＰ
Ｄ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）
、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ
）、２，２’－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）および１，４－シクロヘ
キサンジメタノール（ＣＨＤＭ）ならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される
少なくとも１つのモノマーを含むことができる。

実施例６ａにおいて、実施例１ａ～５ａの主題は、任意選択で、トリメチロールプロパ
ンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例７ａにおいて、実施例１ａ～６ａの主題は、任意選択で、ポリチオール架橋剤が
、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタ
エリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチ
ロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２
－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）およびペ
ンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）ならび
にこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例８ａにおいて、実施例１ａ～７ａの主題は、任意選択で、ＵＶ光開始剤または熱
開始剤のうちの少なくとも１つを含む開始剤を含むことができて、ここで、開始剤は、熱
硬化性ポリマーを生成するチオール－エン反応を開始するように構成される。

実施例９ａは：ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとを混合するステップ
；ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとの重合を開始して、熱可塑性ポリマ
ーを生成するステップ；ポリマーならびにポリチオール架橋剤および開始剤ドーパントを
ブレンドするステップ；光および熱のうちの少なくとも１つを用いてポリマーの架橋を開
始し、架橋ポリマーを生成するステップ；および架橋ポリマーを硬化して、熱硬化性ポリ
マーを生成するステップを含む、ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物の製造方法を含む
。

実施例１０ａにおいて、実施例９ａの主題は、任意選択で、凍結乾燥、高逆相エマルシ
ョン発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用する細孔テンプレート化、溶
液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイクロ押出またはインクペン印刷
、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクトロスピニング、クリオゲル化
および超臨界ガス発泡を含む群からの１つまたは複数のプロセスにより、熱硬化性ポリマ
ーを多孔質構造に加工することを含むことができる。

実施例１１ａにおいて、実施例９ａ～１０ａの主題は、任意選択で、ドーパントが、光
活性化されたもの、および熱的に開始されたもののうちの少なくとも１つであり、方法が
、ブレンドしたポリマーにＵＶ光を照射するか、または加熱して、架橋ポリマーを生成す
ることを含む場合を含むことができる。

実施例１２ａにおいて、実施例９ａ～１１ａの主題は、任意選択で、溶液流延、溶液紡
糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出およびフィルムブローイ
ングからなる群から選択される方法を用いて熱可塑性ポリマーを加工することを含むこと
ができる。

実施例１３ａは、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ
－エステル）のうちの少なくとも１つを含むチオール－エン架橋熱硬化性形状記憶ポリマ
ー（ＳＭＰ）を含む装置を含み；ここで、ＳＭＰは、近位部分、遠位部分、および近位部
分を遠位部分に結合する中位部分を含み；ここで、ＳＭＰは、近位、中位および遠位部分
に均一に分布した第１の添加剤を含む。

実施例１４ａにおいて、実施例１３の主題は、任意選択で、第１の添加剤が、光開始剤
および熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む場合を含むことができる。

実施例１５ａにおいて、実施例１３ａ～１４ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、近位
、中位および遠位部分に均一に分布した第２の添加剤を含み、かつ第２の添加剤が、レー
ザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子、放射線不透過粒子、タンパク質および治療薬
のうちの少なくとも１つを含む場合を含むことができる。

実施例１６ａにおいて、実施例１４ａ～１５ａの主題は、任意選択で：第１の添加剤が
、近位部分に第１の濃度で、中位部分に第２の濃度で、および遠位部分に第３の濃度で均
一に存在し；ならびに第１、第２および第３の濃度が概して互いに等しい場合を含むこと
ができる。

実施例１７ａにおいて、実施例１３ａ～１６ａの主題は、任意選択で、第１の添加剤が
、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子および光拡散粒子のうちの少なくとも１つを含む場合
を含むことができる。

実施例１８ａにおいて、実施例１３ａ～１７ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、調整
可能なガラス転移（Ｔｇ）を有する場合を含むことができる。

実施例１９ａにおいて、実施例１３ａ～１８ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ
（チオエーテル－コ－ウレタン）を含むが、ポリ（チオエーテル－コ－エステル）は含ま
ない場合を含むことができる。

実施例２０ａにおいて、実施例１３ａ～１９ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ
（チオエーテル－コ－エステル）を含むが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）は含ま
ない場合を含むことができる。

実施例２１ａにおいて、実施例１３ａ～２０ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ
（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含む場合
を含むことができる。

実施例２２ａにおいて、実施例１３ａ～２１ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが共有結
合架橋されている場合を含むことができる。

時として本明細書中のＳＭＰの実施形態は、バイオメディカル用途において使用される
が、そのような実施形態はそのように限定されず、ＳＭＰが、衝撃吸収、断熱、展開可能
な構造、温度計／熱スイッチなどに使用される航空宇宙用途などを限定することなしに含
むさまざまな用途に含まれてもよい。

本発明の実施形態の前述の説明は、例示および説明の目的のために提示されたものであ
る。網羅的であること、または開示されている厳密な形態に本発明を限定することを意図
するものではない。当業者であれば、上述の教示に照らして多くの修正および変形が可能
であることを理解することができる。図面に示したさまざまな構成要素のさまざまな等価
な組み合わせおよび置換を当業者は理解されよう。したがって、本発明の範囲は、この詳
細な説明によってではなく、ここに添付する特許請求の範囲によって限定されることが意
図される。

Claims (21)

1. ポリマー鎖に沿って実質的に等間隔の架橋性アルケン基；および
   ポリチオール架橋剤；
   を含み、熱可塑性であり、かつチオール－エン反応を介する前記アルケン基と前記ポリ
   チオール架橋剤との架橋が、形状記憶特性を有する熱硬化性ポリマーを生成するように構
   成されるポリマー組成物。
2. 前記熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）である請求項１に記載の
   ポリマー組成物。
3. 前記熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－エステル）である請求項１に記載の
   ポリマー組成物。
4. 前記熱硬化性ポリマーが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエー
   テル－コ－エステル）を含む請求項１に記載のポリマー組成物。
5. ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネ
   ート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤ
   Ｉ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－
   ブタ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチ
   ルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、トリエチルアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ
   ）、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）、３－メチル－１，５－ペン
   タンジオール（３－ＭＰＤ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、３－メチル－ペンタン
   ジオール（３－ＭＰＤ）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパ
   ンジオール（２－ＭＰＤ）、２，２’－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）
   および１，４－シクロヘキサンジメタノール（ＣＨＤＭ）ならびにこれらの組み合わせか
   らなる群から選択される少なくとも１つのモノマーを含む請求項４に記載のポリマー組成
   物。
6. トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含む請求項４に記載のポリマ
   ー組成物。
7. トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含む請求項１に記載のポリマ
   ー組成物。
8. 前記ポリチオール架橋剤が、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート
   ）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート
   ）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（
   ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシア
   ヌレート（３ＴＩ）およびペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネ
   ート）（ＰＥＴＭＰ）ならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される請求項１に
   記載のポリマー組成物。
9. 前記熱硬化性ポリマーを生成するチオール－エン反応を開始するように構成された、Ｕ
   Ｖ光開始剤または熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む開始剤を含む請求項１に記載の
   ポリマー組成物。
10. ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとを混合するステップ；
    前記ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとの重合を開始して、熱可塑性ポ
    リマーを生成するステップ；
    前記ポリマーならびにポリチオール架橋剤および開始剤ドーパントをブレンドするステ
    ップ；
    光および熱のうちの少なくとも１つを用いて前記ポリマーの架橋を開始し、架橋ポリマ
    ーを生成するステップ；および
    前記架橋ポリマーを硬化して、熱硬化性ポリマーを生成するステップ
    を含む、ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物の製造方法。
11. 凍結乾燥、高逆相エマルション発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用
    する細孔テンプレート化、溶液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイク
    ロ押出またはインクペン印刷、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクト
    ロスピニング、クリオゲル化および超臨界ガス発泡を含む群からの１つまたは複数のプロ
    セスにより、前記熱硬化性ポリマーを多孔質構造に加工することを含む請求項１０に記載
    の方法。
12. 前記ドーパントが、光活性化されたもの、および熱的に開始されたもののうちの少なく
    とも１つであり、前記ブレンドしたポリマーにＵＶ光を照射するか、または加熱して、前
    記架橋ポリマーを生成することを含む請求項１０に記載の方法。
13. 溶液流延、溶液紡糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出およ
    びフィルムブローイングからなる群から選択される方法を用いて前記熱可塑性ポリマーを
    加工することを含む請求項１０に記載の方法。
14. ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）のう
    ちの少なくとも１つを含むチオール－エン架橋熱硬化性形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）；
    を含み、
    前記ＳＭＰが、近位部分、遠位部分、および前記近位部分を前記遠位部分に結合する中
    位部分を含み；
    前記ＳＭＰが、前記近位、中位および遠位部分に均一に分布した第１の添加剤を含む
    装置。
15. 前記第１の添加剤が、光開始剤および熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む請求項１
    ４に記載の装置。
16. 前記ＳＭＰが、前記近位、中位および遠位部分に均一に分布した第２の添加剤を含み、
    かつ前記第２の添加剤が、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子、放射線不透過
    粒子、タンパク質および治療薬のうちの少なくとも１つを含む請求項１５に記載の装置。
17. 前記第１の添加剤が、前記近位部分に第１の濃度で、前記中位部分に第２の濃度で、お
    よび前記遠位部分に第３の濃度で均一に存在し；ならびに
    前記第１、第２および第３の濃度が概して互いに等しい請求項１５に記載の装置。
18. 前記第１の添加剤が、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子および光拡散粒子のうちの少な
    くとも１つを含む請求項１４に記載の装置。
19. 前記ＳＭＰが、前記ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を含むが、前記ポリ（チオエ
    ーテル－コ－エステル）は含まない請求項１４に記載の装置。
20. 前記ＳＭＰが、前記ポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含むが、前記ポリ（チオエ
    ーテル－コ－ウレタン）は含まない請求項１４に記載の装置。
21. 前記ＳＭＰが、前記ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）および前記ポリ（チオエーテ
    ル－コ－エステル）を含む請求項１４に記載の装置。
    

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