JP2022511315A - 自己調整型ステント組立体およびそれを含むキット - Google Patents

Abstract

自己適合ステント組立体を使用する方法であって：ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップと；推定された体腔直径に基づいて、ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；標的拡張ステント直径に基づいて体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、ステント組立体は、拡張直径の範囲内で初期直径から拡張直径に拡張し、拡張直径の範囲は、約５．５ｍｍから約９ｍｍであり、標的拡張ステント直径は、拡張直径の範囲内にある、ステップと；そして体腔の一部を形成する壁に約０．３３Ｎ／ｍｍより小さい慢性的な半径方向力を加えるステップを有する。【選択図】図２２

Description

本開示は、ステント装置および方法に関し、具体的には、体腔直径の範囲内の任意の体腔直径のための自己拡張型ワンサイズフィットオールステント組立体の使用、そのようなステントを含むキット、およびそのようなステント組立体でステントするための命令に関する。

自己拡張型ステントは、一般に、ステント組立体の半径方向へのばねのような動きをもたらすパターンで切断された管状形状を有する。ステントは血管内に配置され、バネのような動きが病変を支える足場として機能し、それによって血管内の適切な内腔を回復することが期待される。現在、これらの装置は特定の血管径に適合するように設計されており、血管壁への損傷を最小限に抑えるか回避するために、使用の目安は通常、設計されたステントの公称直径の１～２ｍｍ以内である。ただし、血管径のばらつきは５ｍｍ以上になる場合がある。したがって、外科医または他の開業医は、さまざまな画像技術を使用して、必要なステント組立体のサイズを決定する必要がある。さらに、ステント組立体は、血管の直径が変化する血管の部分に配置する必要がある場合がある。この場合、医師は、血管の直径の１つに対応するサイズを選択し、それを血管のその直径部分に配置するか、テーパーステント組立体を使用して、血管の直径が変化する血管の部分をカバーする必要がある。多くの場合、医師はステントのサイズを誤って選択する可能性があり、その結果、ステントのサイズが大きすぎたり、小さすぎたりする。サイズが小さすぎると、ステントが移動したり、完全なステント付着ができなくなったりして、血栓症やステントの端部を超える移動のリスクが高まる可能性がある。サイズを大きくしすぎると、血管壁にストレスがかかり、再狭窄または穿孔が生じる可能性がある。

米国特許出願公開第２００５／００３８５０３号 米国特許出願公開２００４／００３０３７７ 米国特許出願公開２００５／０１８７１４０ 米国特許出願公開２００４／０２３６４０７ 米国特許第６，９０２，５２２号 米国特許第６，６６９，９６１号 米国特許第６，４４７，７９６号 米国特許第６，３６９，０３９号 米国特許第６，９３９，３７４号 米国特許第６，９１９，１００号

本開示の一側面は、１つの範囲の体腔サイズをステントするように適合されたステント組立体を使用する方法であって：以下を実行させる命令を有する、ステント命令を提供するステップと：ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップと；推定された体腔直径に基づいて、ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；標的拡張ステント直径に基づいて体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、ステント組立体は、拡張直径の範囲内で初期直径から１つまたは複数の拡張直径に拡張し、一方で約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍの半径方向力を印加するように構成され、拡張直径の範囲は、約５．５ｍｍから約９ｍｍであり、そして 標的拡張ステント直径は、拡張直径の範囲内にある、ステップと；そしてステント命令に関連して、選択されたステント組立体を提供するステップと：を有することを特徴とする方法である。

一実施形態では、ステント組立体は、拡張直径の範囲内のすべての直径に拡張するように構成される。他の実施形態では、ステント組立体が配置される体腔の一部は病変を含み、そして、推定された体腔直径は、病変から第１の方向に離れた第１の推定体腔直径と、病変から第２の方向に離れた第２の推定体腔直径を有し、第１の方向と第２の方向は反対向きである。もう１つの実施形態では、体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合に、ステント組立体の第１の部分が拡張直径の範囲内にある第１の拡張直径に拡張することを可能にし、ステント組立体の第２の部分が拡張直径の範囲内にある第２の拡張直径に拡張することを可能にする、命令を更に含む。好ましい一実施形態では、第１の拡張直径が第２の拡張直径とは異なる。さらに他の一実施形態では、ステント組立体が：約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの間の直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そしてニットステントジャケットと動作可能に関連する拡張可能なステントと；を有し、ここで、拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、１つまたは複数の拡張直径に関連する展開状態とを含み、拡張可能なメッシュ構造は、移植前および、拡張可能なメッシュ構造が展開状態にあるとき、最小中心寸法が約１００マイクロメートルを超える、および約３００マイクロメートル以下の開口部を画定し、拡張可能なメッシュ構造は、約１２．５マイクロメートルを超え、約１００マイクロメートル以下の厚さを有する。

もう１つの側面では、本開示は加えられる慢性的な半径方向力が約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍであるステントの拡張範囲を拡張するのに有効な条件下で、ステント組立体腔内拡張範囲を約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの１つまたは複数の拡張直径に増加させる方法に及ぶ。好適な一実施形態では、ステント組立体が：約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そしてニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；を有し、ここで、拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、拡張直径に関連する展開状態とを含み、拡張可能なメッシュ構造は、移植前および拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１００マイクロメートルの最小中心寸法から約３００マイクロメートル以下の開口を画定し、拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する。

もう１つの側面では、本開示はステントの方法であって：ステント組立体が配置される体腔の一部に関連するベース基準直径を推定するステップと；推定されたベース基準直径に基づいて、体腔の一部に配置されるステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップと；を有し、ここでステント組立体は：初期直径から拡張直径の範囲内の１つまたは複数の拡張直径に拡張するステップであって、１つまたは複数の拡張直径の範囲は、約５．５ｍｍから約９ｍｍであり、標的拡張ステント直径は、１つまたは複数の拡張直径の範囲内にある、ステップと；そしてステント組立体が配置される体腔の一部を形成する壁に慢性的な半径方向力を加えるステップであって、慢性的な半径方向力は約０．３３Ｎ／ｍｍ未満である、ステップと；を実行するように構成される、ことを特徴とする方法に及ぶ。

一実施形態では、方法はステント組立体を体腔の一部に移植するステップを有し、当該ステップは、ステント組立体を拡張直径の範囲内で拡張直径に拡張し、それによりステント組立体が配置される予定の体腔の一部を形成する壁に、ステント組立体が慢性的な半径方向力を加えるステップをさらに含み、そして慢性的な半径方向力は、約０．２０Ｎ／ｍｍより大きい。好適な一実施形態では、ステント組立体は約５．５ｍｍと約９ｍｍの間の全ての直径に拡張するように構成される。もう１つの好適な実施形態では、体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合、体腔の一部にステント組立体を移植するステップは、ステント組立体の第１の部分が、１つまたは複数の拡張直径の範囲内の第１の拡張直径に拡張することを許容し、ステント組立体の第１の部分が、体腔の一部を形成し、その中にステント組立体が配置される予定の壁に慢性的な半径方向力を加えるステップと；そしてステント組立体の第２の部分が、１つまたは複数の拡張直径の範囲内の第２の拡張直径に拡張することを許容し、ステント組立体の第２の部分が、体腔の一部を形成し、その中にステント組立体が配置される予定の壁に慢性的な半径方向力を加えるステップと；を有し、ここで、慢性的な半径方向力は、約０．２０Ｎ／ｍｍより大きい。もう１つの好適な実施形態では、第１の拡張直径は、第２の拡張直径とは異なる。もう１つの好適な実施形態では、ステント組立体の第１の部分を第１の拡張直径まで拡張することを許容するステップと、ステント組立体の第２の部分を第２の拡張直径まで拡張することを許容するステップとは、同時に起こる。もう１つの実施形態では、ステント組立体が：約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そしてニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；を有し、ここで、拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、拡張直径に関連する展開状態とを含み、拡張可能なメッシュ構造は、移植前および拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１００マイクロメートルの最小中心寸法から約３００マイクロメートル以下の開口を画定し、拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する。

別の態様では、本開示は、複数の体腔にステントを留置する方法を包含し、この方法は：第１の体腔内に収縮状態の第１のステント組立体を配置するステップと；第１のステント組立体を拡張して展開状態にある第１のステント組立体を第１の体腔内に留置するステップであって、第１のステント組立体が展開状態にある場合、第１のステント組立体は第１の拡張直径を有し、第１の体腔を形成する第１の壁に第１の半径方向力を加える、ステップと；第１の体腔とは異なる第２の体腔内に収縮状態にある第２のステント組立体を配置するステップと；および第２のステント組立体を拡張して、第２の体腔内に展開状態の第２のステントを配置するステップであって、展開状態では、第２のステント組立体は第２の拡張直径を有し、第２の体腔を形成する第２の壁に第２の半径方向力を加え、ここで第１および第２のステント組立体は少なくとも実質的に同一であり、第２の拡張直径は第１の拡張直径よりも大きく、第２の拡張直径は第１の拡張直径の約２２０％から約１１０％の間であり、第２の半径方向力は第１の半径方向力の約５０％より大きいステップと；を有する。

一実施形態では、この方法では、第２のステント組立体を拡張して、第２のステント組立体を第２の体腔内に展開状態で配置するステップは、第２の体腔が様々な体腔直径を画定する場合、第２のステント組立体の第１の部分を拡張直径の範囲内にある第２の拡張直径に拡張し、そして第２のステント組立体の第２の部分を拡張直径の範囲内にある第３の拡張直径に拡張し、ここで拡張直径の範囲は約９ｍｍから約５．５ｍｍである、ステップを有する。もう１つの実施形態では、各第１および第２のステント組立体は、約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そしてニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；を有し、ここで、拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、拡張直径に関連する展開状態とを含み、拡張可能なメッシュ構造は、移植前および拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１００マイクロメートルの最小中心寸法から約３００マイクロメートル以下の開口を画定し、拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する。

もう１つの側面では、本開示はステント組立体であって、ステント組立体が：約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そしてニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；を有し、ここで、拡張可能なメッシュ構造は、収縮状態と展開状態とを含み、拡張可能なメッシュ構造は、拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１６０マイクロメートルの最小中心寸法の開口を画定し、そして拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する、ステント組立体と；約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍまでの慢性的な半径方向力を印加しながら、約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの範囲の任意の拡張直径にステント組立体を拡張するための方法を実施するために使用される命令と；を有することを特徴とするキットに及ぶ。

一実施形態では、命令が、ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップと；推定された体腔直径に基づいて、ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；標的拡張ステント直径に基づいて体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、ステント組立体は、拡張直径の範囲内で初期直径から任意の拡張直径に拡張し、一方で約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍの半径方向力を印加するように構成され、標的拡張ステント直径は、拡張直径の範囲内にある、ステップと；および体腔の一部にステント組立体を移植するステップと；を実行する命令を含む。もう１つの実施形態では、ステント組立体が、拡張直径の範囲内のすべての直径に拡張するように構成される。さらに他の一実施形態では、体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合に、ステント組立体の第１の部分が拡張直径の範囲内にある第１の拡張直径に拡張することを可能にし、ステント組立体の第２の部分が拡張直径の範囲内にある第２の拡張直径に拡張することを可能にする、命令を更に含む。さらに他の一実施形態では、第１の拡張直径が第２の拡張直径とは異なる。

別段の定義がない限り、本明細書で使用されるすべての技術用語および／または科学用語は、本開示が関係する当業者によって一般に理解されるものと同じ意味を有する。本明細書に記載されるものと類似または同等の方法および材料を、本開示の実施形態の実施または試験に使用することができるが、例示的な方法および／または材料は以下に記載される。矛盾する場合は、定義を含み本明細書が優先される。さらに、材料、方法、および例は例示にすぎず、必ずしも限定することを意図するものではない。

本開示の非限定的な実施形態の例は、本明細書に添付された図を参照して以下に記載される。図では、複数の図に現れる同一および類似の構造、要素、またはその一部は、一般に、それらが現れる図の同じまたは類似の参照番号でラベル付けされている。図示されている要素と機能の寸法は、主に表示の利便性と明確さのために選択されており、必ずしも縮尺どおりではない。添付の図は次のとおり：
本開示の例示的な一実施形態による、開いた、捲縮されていないモードでの、強化されたステント装置の斜視図である。 本開示の例示的な一実施形態による、強化されたステント装置の断面側面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、生体内での開いたモードの強化されたステント装置の図である。 本開示の例示的な一実施形態による、開いたモードでの複数のらせんコイルを備えた強化ステント装置の斜視図である。 本開示の例示的な一実施形態による、捲縮された閉じたモードでの強化されたステント装置の斜視図である。 図６Ａは本開示の例示的な一実施形態による、開いたモードでの編まれた多孔質構造の強化されたステント装置の斜視図である。図６Ｂは本開示の例示的な一実施形態による、編まれた多孔質構造の詳細図である。 本開示の例示的な一実施形態による、編組多孔質構造の強化されたステント装置の斜視図である。 本開示の例示的な一実施形態による、長手方向の非伸縮性ワイヤ、および水平方向の伸縮性エラストマーを備えた、強化されたステント装置の斜視図である。 本開示の例示的な一実施形態による、多孔質構造が支持要素よりも長い、強化されたステント装置の斜視図である。 本開示の一実施形態の例による、多孔質構造が捲縮された支持要素よりも直径が著しく大きく、そして内腔に挿入するためにそれ自体で折り畳まれている、強化されたステント装置の斜視図である。 本開示の例示的な一実施形態による、少なくとも部分的に収縮したバルーンよりも直径が著しく大きい多孔質構造の斜視図であり、多孔質構造は、内腔に挿入するためにそれ自体で折り畳まれている。 本開示の例示的な一実施形態による、少なくとも多孔質構造の直径を減少させるための漏斗の使用を示す図である。 本開示の例示的な一実施形態による、圧縮された多孔質構造を製造するための伸縮性ゴム管の使用を示す図である。 本開示の例示的な一実施形態による、繊維の厚さ、対、構造である多孔質構造の表面積のパーセンテージを示すグラフである。 本開示の例示的な一実施形態による、多孔質構造を支持要素に固定するための糸通しの方法を示す詳細な図である。 本開示の例示的な一実施形態による、多孔質構造を支持要素に固定するための結び方の詳細な図である。 本開示の例示的な一実施形態による、多孔質構造の折り畳み技術を示す、強化されたステント装置の断面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、多孔質構造を製造するための方法を示す概略図である。 図１９Ａは、典型的な動脈瘤の図解である。図１９Ｂは動脈瘤を処置するための従来技術の図である。図１９Ｃは本開示の例示的な一実施形態による、動脈瘤を処置するための技術の図解である。 本開示の例示的な一実施形態による、捲縮およびその後の展開による従来技術のステントの反力の図解である。 本開示の例示的な一実施形態による、捲縮およびその後の展開を通じた図１のステント装置の反力の図解である。 本開示の例示的な一実施形態による、捲縮およびその後の展開を通じた図１のステント装置の反力を詳述する表である。 本開示の例示的な一実施形態による。図１のステント装置を操作する方法を示す流れ図である。 本開示の例示的な一実施形態による、血管の断面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、引き込まれた状態で図２４の血管内で伸長する図１のステント装置の断面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、展開した状態で図２４の血管内で伸長する図１のステント装置の断面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、図１のステントアセンブリの一実施形態の実験的試験に関連する、集約され、匿名化された患者情報を詳述する表である。 図２８Ａは、本開示の例示的な一実施形態による、縮小プロファイル構成でのスリップリングの断面図である。図２８Ｂは、本開示の例示的な一実施形態による、展開された構成でのスリップリングの断面図である。 本開示の例示的な一実施形態による、内皮細胞層がそれを覆っている多孔質構造の断面図である。 内皮細胞の塊がステントストラットから分離する従来技術の状況の図である。 本開示の一実施形態による、自己拡張型ステントの展開を示す図である。 本開示の一実施形態による、自己拡張型ステントの展開を示す図である。 当技術分野における典型的なステントジャケット材料の生体内での詳細を示す図である。 当技術分野における典型的なステントジャケット材料の生体内での詳細を示す図である。 当技術分野における典型的なステントジャケット材料の生体内での詳細を示す図である。 当技術分野における典型的なステントジャケット材料の生体内での詳細を示す図である。 本開示の一実施形態による、ニットステントジャケットの一部を示す図である。 図３６のニットステントジャケットの平面図である。 本開示の一実施形態による、図３６のニットステントジャケットを含む材料の詳細を示す図である。 本開示の一実施形態による、図３６のニットステントジャケットを含む材料の詳細を示す図である。 図９に示される材料の生体内の詳細を示す図である。

（実施例の詳細な説明）
本開示の態様は、いわゆるフリーサイズのステント組立体を提供することによって、上記の先行技術の欠点に対処する。ワンサイズで全てに対応するステント組立体は、体腔が真っ直ぐな体腔（ほぼ一定の直径を有する）であるか、または様々な直径の体腔（直径が変化する）であるか、または分岐または二股に分かれた体腔であるかに関係なく、広範囲の体腔直径で使用するように構成される。このように、万能型ステント組立体を使用すると、寸法間違いが排除または低減され、病院などの患者の処置または予防施設において手元で利用可能な必要のある、種々のサイズのステント組立体の数が減少する。

本出願は、順に、装置の記載（例えば、多孔質構造、ステントなど）、装置を製造するための材料および方法、装置での医薬品の使用、および装置の使用方法を一般的に含むいくつかのラベル付きセクションに分割される。セクションの見出しは明確のみを目的とし、そこに記載されている主題を限定することを意図していないことを理解されたい。さらに、特定のセクションで説明されている主題の一部は複数のセクションに属している可能性があるため、一部の資料はセクション間で重複する可能性がある。

（前書き）
本開示の態様は、約０．３３Ｎ／ｍｍ ～ 約０．２０Ｎ／ｍｍ の間の慢性的な半径方向力を提供するために、直径の１つの範囲内の任意の直径に拡張するように構成されたステント組立体を提供することによって、従来技術の欠点に首尾よく対処する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステント組立体は、ステント組立体の特定のサイズの選択に伴うリスクおよびエラーを低減する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステント組立体は、手元で利用可能なステント組立体の必要量を減らす。これにより、小規模な医療機関は、さまざまな体腔サイズで機能するステント組立体を手元に用意するコストを負担でき、より一般的には、緊急時に備えてさまざまな装置の在庫を大量に用意するコストを最小限に抑えることができる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステント組立体は、その範囲内のすべての直径に対して、既知の事前定義された半径方向力の期待値を提供する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステント組立体は、移植メッシュの長さにわたって、血管などの体腔の変化する直径へのより良い適応を提供する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステント組立体は、各内皮細胞が１つまたは複数の繊維を完全に覆い、重なり合うことを可能にする小径を有する繊維を含み、それにより、そのような繊維のいずれかの側に付着する内皮細胞の層を形成する。このように形成された内皮層は実質的に安定しており、離脱して塞栓を形成する傾向が実質的に減少し、これにより患者の転帰を改善することができる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、メッシュ繊維は、内皮細胞の付着を促進し、それによって内皮層の安定性を促進する材料を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、メッシュは、例えば、内皮の付着を減少させる可能性のある化学コーティングで二次的に処理されない。さらに、化学コーティングがないことは、繊維と第１の繊維が第２の繊維の上または下を通過する繊維接合部の低いバルクの維持に貢献し、これは内皮層の安定性に寄与するもう１つの特徴である。そのような実施形態では、化学コーティングの欠陥を回避しながら、そのような薬剤の利点を提供するために、繊維内、またはステント組立体の別の層または部分に１つまたは複数の医薬品を染み込ませることが可能である。

本開示のいくつかの実施形態によれば、各メッシュ繊維は、隣接する繊維から一定の距離を置いて配置され、それにより、単一の内皮細胞が複数の繊維に付着するリスクを最小限に抑えるか、または防止し、それにより、内皮細胞が、例えば血流中の自然なステント脈動の結果として、ステントから切り離される機会を減少させる。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ステントジャケットは、選択肢として、編まれたメッシュを含む。本開示のいくつかの実施形態によれば、ステントジャケットメッシュは、選択肢として、単一の繊維または単一の繊維群から形成される。

（強化されたステント装置の概要）
本開示は、そのいくつかの実施形態において、ＰＣＴ特許出願ＰＣＴ／ＩＢ２００６ ／０５１８７４に提示されるようなステント組立体に関するものであり、その開示は、それを明示的に参照することにより本明細書に組み込まれる。本明細書に開示される方法およびキットは、例えば、そのＰＣＴ出願に開示される様々なステント組立体を使用することができる。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造と、選択肢として、ステントなどのその下にある支持要素と、を含む装置が提供される（下にあるとは、多孔質構造が支持要素と内腔壁との間にあることを意味する）。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造およびステントを含む強化されたステント装置が、狭窄および／または再狭窄を処置するために使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態において、強化されたステント装置は、従来の動脈ステントを超える多数の利点のうちの少なくとも１つを提供する。例えば、多孔質構造は、分離したプラークを所定の位置に保持するのに十分小さい開口（以下に示すサイズ）で作られているため、強化されたステント装置は、プラークが血流に入り塞栓症を引き起こすのを防ぐために選択肢として使用される。本開示の一実施形態では、多孔質構造の使用は、ステント移植中の塞栓症保護装置の使用を代替する。選択肢として、「傘」タイプの塞栓保護装置は使用されない。選択肢として、多孔質構造は、従来の動脈ステントの移植中に塞栓保護装置を使用する方法よりも強化された保護のために、塞栓保護装置と組み合わせて使用される。本開示の一実施形態では、強化されたステント装置は、処置された領域に対し、従来のステントよりもより包括的な薬理学的支援を提供する。本開示のいくつかの実施形態では、強化されたステント装置は、内皮細胞の増殖および／または移動を促進するように最適化されている。明確にするために、多孔質構造は、本明細書に記載のメッシュステントジャケットであり得る。

図１は、本開示の例示的な実施形態における、強化されたステント組立体またはステント装置１００の斜視図を示す。支持要素１０２は、強化されたステント装置１００の中心軸１０６から半径方向に血管を拡張するように設計および構築されている。選択肢として、支持要素１０２は、形状が管状である。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持要素１０２は、可撓性の生体適合性材料で構成される。選択肢として、支持要素１０２は、ステンレス鋼、ニチノール、および／またはコバルトクロムおよび／または他の金属合金（例えば、マグネシウム合金）で構成される。選択肢として、支持要素１０２は、生体安定性または生体吸収性のいずれかのポリマーで構成される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持要素１０２は、例えば、Ｃｏｒｄｉｓ（登録商標）、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（登録商標）および／またはＭｅｄｔｒｏｎｉｃ（登録商標）によって作製されたものなどの血管ステントである。

本開示の例示的な実施形態では、支持要素１０２は、少なくとも１つの多孔質構造１０４によって覆われる。選択肢として、支持要素１０２は、例えば、半径方向の支持を提供し、および／または多孔質構造１０４の所望の形状を維持するために、多孔質構造１０４の支持構造として機能する。図２は、強化されたステント装置の断面図を示している。この実施形態では、支持要素１０２は、支持要素１０２の外部に配置された多孔質構造１０４に構造的支持を提供する。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の外部に配置され、それによって、支持要素１０２のギャップと重なる（装置全体の開口サイズをより小さく、例えば、１５０ミクロンにする）。これは従来のステント構造では通常、ステムの構造の中に複数のギャップが生じ、通常は数ミリメートルになるためである。本開示の他の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の一部のみを覆う。例えば、分岐容器への内腔の流れを制限することを回避するために、支持要素１０２の一部のみが覆われる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の少なくとも１つの端部を越えて延びる。これは、例えば、再狭窄を起こす可能性がより高い、強化されたステント装置１００の端部で血管の内面をよりよく処置することができる。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の少なくとも１つの端部を越えて延びることによって、支持要素１０２の縁によって引き起こされる外傷をパッドおよび／または処置する。選択肢として、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の端部を１ｍｍを超えて伸長しない。選択肢として、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の端部を１ｍｍを超えて伸長する。選択肢として、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の一端のみまたは両端（図９に示される）を越えて伸長する。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４が解きほぐされ、および／または組織刺激を引き起こし、および／または展開中に支持要素から多孔質構造が外れるのを回避するために、多孔質構造１０４が支持要素１０２に取り付けられる。選択肢として、多孔質構造１０４の端部は、支持要素１０２の端部の上に折り畳まれて取り付けられ、潜在的に外傷を引き起こす端部にパッドを提供する。選択肢として、多孔質構造１０４の端部は、それ自体の下に折り畳まれ、支持要素と内腔との間の圧力によって折り畳まれた状態に保たれる。本開示の一実施形態では、折り目を鋭くおよび／または永続的にするため、熱などの処理が使用される。

強化されたステント装置の例示的な構成が図１および図２に示されるが、以下を含む他の構成を使用することができることを理解されたい：薬剤溶出性支持要素上の多孔質構造１０４；支持要素１０２上の薬剤溶出多孔質構造；薬剤溶出性支持要素上の薬剤溶出性多孔質構造；少なくとも２つの多孔質構造の間にある支持要素、選択肢として一部または全てが薬剤溶融性；そして、分解時間および／または医薬溶出などの異なる任意の特性を示す複数の層を含む強化されたステント。上記の構成のいずれにも、生分解性および／または生体吸収性材料が含まれることを理解されたい。選択肢として、構成は、患者の状態によって示される特定の処置レジメンに対して選択される。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４が、強化されたステント装置によって体腔壁に加えられる局所的な圧力を制御するのに使用される。例えば、多孔質構造がステントを少なくとも部分的に覆う場合、多孔質構造の被覆面積を増加または減少させることにより、強化されたステント装置によって及ぼされる単位面積あたりの圧力を変えることができる。本開示のいくつかの実施形態では、被覆面積の変更は、支持要素１０２の剛性、ならびに支持要素１０２の支持ストラットの形状および／または被覆面積などの要因を考慮する。本開示の実施形態では、強化されたステント装置がプラークを内腔壁から剥がれる可能性を低減するため圧力制御が使用される。本開示のいくつかの実施形態では、圧力制御を使用して、典型的にはステント移植によって引き起こされる組織外傷を軽減し、それによって狭窄／再狭窄に対する保護を強化する。さらに、本開示のいくつかの実施形態では、内腔組織への外傷の可能性のために以前は使用できなかった支持要素１０２ストラットを、選択肢として多孔質構造１０４と組み合わせて使用することができる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、胆管は、本明細書に記載されるように、少なくとも多孔質構造を使用して処置される。たとえば、胆管はしばしば流れを制限するデブリ（コレステロールなど）で混雑する。強化されたステント装置を使用して胆管を処置すると、胆管の直径が大きくなり、その動作が改善される可能性がある。

様々なタイプの体腔は、それぞれ互いに異なり、時には１つのタイプの内腔内で、様々な表面テクスチャを有することが知られている。したがって、本開示のいくつかの例示的な実施形態では、様々な表面テクスチャ構成を有する異なる多孔質構造が、処置される内腔の内面テクスチャに応じて製造および／または使用される。たとえば、体腔の山と谷には、多孔質構造の対向する谷と山がある（つまり、多孔質構造の対向する山は内腔の谷に入り、多孔質構造の対向する谷は内腔の山を受け入れる）。選択肢として、対向する山と谷は、処置される内腔に見られる山と谷と同じ大きさである。

開口サイズ、多孔質構造の厚さ、繊維の厚さ（またはフレンチ）、および／または被覆面積は、異なる用途に対して変化することを理解されたい。たとえば、頸動脈を処置する場合、１００ミクロンを超えるデブリが脳に到達しないようにする必要がある。したがって、多孔質構造は、ステントが通常約８ミリメートルに拡張されたときに、開口サイズの大部分が１００ミクロン未満になるように設計されている。別の例として、冠状動脈を処置する場合、より大きなデブリ（＞ １００ミクロン）はそれほど問題ではないが、内皮化プロセスと側枝への流れを制限しないことがより重要である。したがって、冠状動脈用途の場合、支持要素１０２が拡張位置（通常は直径約３ミリメートル）にあるとき、多孔質構造の開口は、選択肢として１００ミクロンより大きく３００ミクロン未満である。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造上の内皮細胞増殖の速度は、繊維の太さおよび多孔質構造の厚さを増加および／または減少させることによって変更することができる。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、１００ミクロン未満の厚さである。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は３０ミクロン未満の厚さである。選択肢として、多孔質構造は厚さが１０ミクロン未満である。たとえば、多孔質構造は５ミクロンまたは１ミクロン未満の厚さである。多孔質構造１０４は、選択肢として、少なくとも１つの細い糸状の繊維を含む。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、４０ｎｍから４０ミクロンの太さである少なくとも１つの繊維を含む。選択肢として、繊維の太さは、内皮細胞の直径と同じかそれよりも小さく、繊維間および／または少なくとも１つの繊維の周りの内皮細胞の増殖を促進する。本開示の例示的な実施形態では、超繊維は、多孔質構造１０４を構築するために使用され、超繊維は、一緒に編まれた複数の繊維からなる。選択肢として、超繊維は多孔質構造１０４の強度を高めるために使用される。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の繊維は、多孔質構造１０４の開口１１０に構造を提供するために、紡糸され、および／または編まれ、および／または織られ、および／または組紐される。選択肢として、多孔質構造は均一なパターンで織られる。選択肢として、多孔質構造は、繊維が多孔質構造１０４内にランダムに配置されるように構築される。選択肢として、ポリマー繊維を使用して多孔質構造１０４が構築される。選択肢として、ポリマー被覆が多孔質構造１０４および／または支持要素１０２に適用される。多孔質構造物の製造の例示については、以下の「製造方法」のセクションで詳しく説明する。

本開示の例示的な実施形態では、ポリマーで覆われた多孔質構造１０４は、典型的な支持要素１０２の設計と同様に、閉じたインターロック設計および／または開いたインターロック設計、またはセミオープン設計から選択肢として作製される。開いたインターロック設計は、側方分岐が必要な場合に利点がある。２つの血管の接合部を処置する場合、１つのステントを別のステントの側面から導入する必要がある場合がある。開いたインターロック設計はそのような手順を可能にし、多孔質構造が金属メッシュで作られている場合、容易な側枝ステントを可能にするために開いたインターロック設計が利用される。選択肢として、非生分解性支持要素１０２上に生分解性ポリマーコーティングを使用すると、生分解性ポリマーが分解した後、支持要素１０２が埋め込まれたままになる。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、その柔軟性を維持しながら小径に捲縮されて、患者の血管を通って、強化されたステント装置１００が埋め込まれる部位への成功した操縦性を可能にする。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、患者の血管内の処置部位での展開時に、支持要素１０２を備えた多孔質構造１０４の拡張を可能にするために、拡張可能である。選択肢として、長手方向軸に沿った多孔質構造１０４の拡張は、長手方向軸に沿った支持要素１０２の拡張と適合する。

本開示の例示的な実施形態では、少なくとも多孔質構造１０４は、多孔質構造１０４の長さの有意な短縮または伸長なしに拡張可能である。例えば、いくつかの実施形態では、少なくとも多孔質構造１０４は、約２０％の短縮、約１５％未満の短縮、約１０％未満の短縮、または約６％未満の短縮で拡張可能である。一般に、短縮のパーセントは１００ ｘ（長さの変化÷負荷後または最終的な長さ）として定義される。選択肢として、多孔質構造１０４は、例えば、本明細書に記載のスライド接続を使用して、支持要素１０２とは異なって膨張する。本明細書の他の場所で説明するように、多孔質構造１０４の編物実施形態では、膨張は、編物構造の結果として少なくとも部分的に発生し、必ずしも多孔質構造１０４の構築に使用される繊維の弾性のためではない。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４を含む少なくとも１つの繊維は、多孔質構造１０４が膨張するときに追加の繊維材料を提供するために、製造中にたるみを備えている。図８は、本開示の例示的な実施形態による、強化されたステント装置９００の斜視図を示す。強化されたステント装置９００は、非伸縮性ワイヤ９０２、および伸縮性エラストマー繊維９０４を備えている。そのような実施形態は、移植中の拡張性および柔軟性を可能にしながら、装置９００全体の長さの保持を支援する。

本開示の例示的な実施形態では、少なくとも拡張可能な支持要素および拡張可能な多孔質構造を含む、強化されたステント装置が提供される。支持要素は、選択肢としてステントであり、その例は、広範囲の体腔に処置を提供するための当技術分野で知られている。本開示の一実施形態では、多孔質構造は、漁網に似た構造を有する。本開示の一実施形態では、多孔質構造は、直径が約１５～２０ミクロンであり、被覆面積が２０％未満であり、開口サイズが約１５０×２００ミクロンである繊維から編まれている。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造は、ステッチングによって支持要素の支持ストラットに少なくとも一時的に取り付けられる。選択肢としてステッチは緩く、多孔質構造が支持ストラット上をスライドすることを可能にし、例えば、図１５に関して本明細書に記載されるように追加の拡張性を提供する。本開示のいくつかの実施形態では、ステッチングは生分解性である。本開示のいくつかの実施形態では、支持要素および／または多孔質構造は、処置されている体腔に医薬品を溶出するように適合されている。

本開示のいくつかの実施形態では、強化されたステム装置の異なる特性が、提供される意図された使用または処置に基づいて選択される。たとえば、開口部のサイズは、特定のサイズのデブリに対して塞栓性シャワー保護を提供したいという要望に基づいて選択肢として選択される。別の例として、被覆面積は、処置される内腔への局所的な圧力を変更するために選択肢として選択される。これらの特性の多くは、本明細書に記載され、例えば図１４に示されるように、相互に関連している。

本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、内腔がその直径を自然に変化させること、内腔内の圧力変化を考慮すること、および／または筋肉活動に応答することを可能にするため柔軟性がある。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、内腔内または内腔からの刺激に対して異なる反応をする複数の半独立セクターに分割されている。選択肢として、セクターは、多孔質構造１０４の全長にわたる内腔のバンディングを防ぐために使用される。

（多孔質構造の特性と性能の例）
多孔質構造１０４の個々の繊維またはセクションにたるみを提供する編み物など、以下でより詳細に説明する製造技術は、本開示の一実施形態において、多孔質構造１０４が、挿入時の直径（挿入直径は以下により詳細に記載される）の１０倍まで展開時に選択肢として拡張することを可能にする。例えば、冠状動脈用途では、多孔質構造１０４は、直径１ｍｍから３ｍｍに拡張することができる。他の例では、多孔質構造１０４は、頸動脈用途では２ｍｍから８ｍｍに拡張することができ、一方、脳用途では、多孔質構造１０４は、０．３ｍｍから２．５ｍｍに拡張することができる。これらの数値は概算であり、単なる例である。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４の拡張は、３つの方法のうちの少なくとも１つにおいて達成される：１）多孔質構造１０４の編物／編組／織り構造（繊維のたるみおよび巻き毛繊維を含む）；２）多孔質構造１０４が作られる繊維が、少なくともわずかに弾性である；３）多孔質構造１０４と支持要素１０２との間のスライド接続（以下に説明）は、特定の制限内で、支持要素１０２に関して拡張中に多孔質構造１０４の移動を可能にする。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４が作られる繊維は約２％から約８０％の非弾性材料を含む。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４が作られる繊維弾性材料は、その元のサイズの最大１０００％まで拡張することを可能にする。

本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、ねじり、折り曲げ、圧縮、および／または伸ばしを受けた場合に高い耐久性を示し、それにより患者の血管系を通って処置部位への送達プロセスに耐えることができる。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、いくつかの場所で支持要素１０２に緩く取り付けられ、内腔に挿入するために折りたたまれ得る。折りたたまれた多孔質構造１０４は、患者の体腔への挿入を容易にするための直径が縮小された器具を提供する。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の総面積の２０％は、拡張構成において５０、２００、または２００ミクロン以下のおおよその直径を有する開口を含む。多孔質構造を製造する過程で、例えばエレクトロスピニングおよび／または編み物のような特定の製造技術を用いて、多孔質構造内に作成された開口が重なり合う可能性があることが認識されている。この重なりは、指定されたよりも小さい開口部サイズを効果的に作成する。しかしながら、本開示のいくつかの例示的な実施形態では、有効な公称開口部サイズは、直径が５０、２００ミクロンを超えず、または２００ミクロン超である。本開示のいくつかの実施形態では、開口サイズは、特定の速度で内皮細胞の横断した増殖を促進するように選択される。

開口部の形状は、多孔質構造１０４の製造および／または所望の特性の結果として少なくともいくらか変化する可能性が高いことに留意されたい。例えば、ニット多孔質構造では、開口部はほぼ正方形である可能性が最も高い。対照的に、多孔質構造を製造するための織り技術の使用は、正方形および／または長方形の形状の開口を生成する可能性があり、一方、編組多孔質構造は、図７のように四辺形の形状の開口を示す可能性が高い。開口部のおおよその「直径」を説明する際、開口部のすべて、または一部が、直径を使用して単純な面積測定が可能な実際の円、正方形、長方形、および／または四角形になる、または全くならないことを認識しておく必要がある。したがって、直径を使用した説明は、開口部サイズの例を伝えるための単なる概算である。たとえば、「直径」は、正方形や長方形など、四角形の２つの平行な辺の間の距離である。

以下の説明のいくつかの部分において、本明細書に記載される開口サイズは、内腔内の多孔質構造展開時のそれらのサイズを意味している。その他の部分では、サイズは捲縮時の開口サイズを指す。本明細書に記載の開口部サイズは、捲縮および展開された構成の中間の状態でのそれらのサイズを指す場合がある。文中では、上記の構成のどれが適用されるかは容易に理解できるが、明確でない場合、開口部サイズは拡張、捲縮、または中間構成に適用されると見なすことができる。繊維直径が言及されるとき、それは、多孔質構造１０４を構築するために使用される繊維に関係する。例えば、多孔質構造１０４が、それぞれ直径２ミクロンの１０本の繊維の束を含む超繊維から構築される場合、全体の超繊維の直径は約２０ミクロンである。さらに、繊維の直径への言及は概算および便宜のためだけであり、繊維が必ずしも丸いことを意味するものではないことを理解されたい。選択肢として、ファイバーサイズはフランスサイズで測定される（例：０．００３Ｆｒ）。

図１４を参照すると、多孔質構造の繊維の太さを支持要素の被覆面積のパーセンテージと相関させるグラフ１５００が、漁網タイプの構成を有する多孔質構造について示されている。一般的な傾向として、繊維サイズが細くなると、構造に専ら志使用される多孔質構造の表面積が減少することがわかる。本開示の一実施形態では、２５％未満の被覆面積を有することが望ましい。選択肢として、多孔質構造１０４は、２０％未満の被覆面積を示す。本開示の一実施形態では、多孔質構造の被覆面積は、本明細書に記載されているような意図された内腔処置機能を実行しながら、最小化されるように適合されている。本開示のいくつかの実施形態では、望ましくない臨床的副作用を回避するために、多孔質構造１０４の被覆面積が最小化される。例えば、内腔組織の刺激および発熱効果は、被覆面積の最小化、および選択肢として、多孔質構造１０４の開口サイズ、多孔質構造の厚さおよび／または繊維の太さなどの他の特性のための考慮事項である。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の開口に対する構造の比率、繊維サイズおよび／または開口は、多孔質構造１０４を介した容易な拡散を可能にし、内皮細胞の増殖を促進するようにサイズ決定される。多孔質構造１０４の構築に使用される繊維２２０２の直径は、図２９に示されるように、内皮細胞２２０４のサイズのオーダー、またはそれよりも小さいので、多孔質構造上で増殖した細胞の完全性は、従来技術で達成されるものよりもはるかに優れているであろう。個々の細胞は、統計的に、血管壁にしっかりと接続している。なぜなら、それは繊維の直径と同じかそれよりも大きく、従って、本開示の実施形態では、それ自体を複数の場所においてその天然の基底膜内膜層に固定し、そしてより良い増殖条件を可能にする。したがって、薬剤溶出ステントを使用して処置を行った場合に現在達成されているものよりも、遅発性または亜急性の血栓症の可能性を減らすことができると期待される。さらに、多孔質構造１０４は、塞栓シャワー保護装置として効果的に機能し、分離したプラークを所定の位置に保持し、それが血管壁から血流に移動するのを防ぐ。多孔質構造１０４は、内皮細胞が多孔質構造１０４および選択肢として支持要素１０２を横切って拡がるように繊維の太さ、多孔質構造の厚さ、および／または開口サイズを考慮して構成され、それにより、強化されたステントを所定の位置に固定し、および／または支持要素１０２および／または多孔質構造１０４の異物を血流から絶縁することに注意が必要である。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の内皮細胞層の横断した増殖は、移植の数時間以内に確立される。本開示の一実施形態では、横断した増殖は、内皮細胞に関連する多孔質構造１０４の特性、例えば、全体の厚さが個々の内皮細胞と同じオーダーまたはそれよりも小さいため、この時間枠内で達成される。本開示のいくつかの実施形態では、ステント処置後の患者の平均入院期間は、強化されたステント装置を使用した内皮化の速度の結果として減少する可能性があると考えられる。さらに、強化されたステント装置１００の少なくとも多孔質構造１０４上の迅速な内皮化の結果として、医薬処置の速度および有効性が強化されることが期待できる。

図３０は、内皮細胞の塊がステントストラット２３０４から分離され、ステントの露出した「島」２３０２をあらわにする、従来技術の薬剤溶出ステントを使用することの不利な点を示している。ストラット２３０４のポリマーコーティングへの内皮細胞の不十分な接着のために、塊がストラット２３０４から脱落することがある。この不十分な接着に寄与して、ステントストラット２３０４は、通常、単一の内皮細胞よりも一桁大きいため、ストラットを横切るための大きな内皮細胞ブリッジの作成を必要とさせる。露出した島２３０２は、血栓症の発症の種として機能する可能性がある。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、内皮細胞が多孔質構造から落下する可能性を低減するように構築され、それにより、遅発性または亜急性血栓症の発症および支持要素１０２の内腔内の物質への曝露の可能性を低減する。例えば、内皮細胞の保持は、本明細書に記載されるように、（それを通る内皮細胞の増殖を可能にするための）太さおよび開口サイズを有する少なくとも１つの繊維から多孔質構造１０４を構築することによって選択肢として促進される。選択肢として、内皮細胞は、本明細書に記載されているような厚さの繊維層を使用することによって、多孔質構造上に留まることが奨励される。選択肢として、図２９に示されるような単繊維多孔質構造１０４の線形性は、内皮細胞の大きな塊が外れる可能性を減らす。本開示の一実施形態では、支持要素の血栓形成性を低減するために、選択肢として医薬品が染み込んだ多孔質構造１０４が、ベアメタルまたは薬物溶出支持要素の内部に配置される。例えば、それを超えた内皮細胞の増殖を促進することによって、および／またはそれの一部を覆うことによって支持要素の露出表面積を減少させることによって。

上で示唆したように、内皮細胞の直径と同じかそれよりも小さい太さの細い繊維を使用することにより、内皮細胞層は、少なくとも内皮細胞の２点で、多孔質構造１０４の各側のそれぞれ１点で、基底内膜層に密接に結び付けられたまま、多孔質構造１０４を超えて増殖することができる。本開示の一実施形態では、この基底内膜層の内皮細胞層上への固定効果は、内皮細胞層の一部が破壊して内腔に入る可能性を低減する。これは、事実上、患者の塞栓症の可能性を低減し、および／または異物（例えば、ステントおよび多孔質構造）が処置される内腔の内容物と接触して反応する可能性も低減する。いくつかの内皮細胞の塊が多孔質構造１０４から脱落し、繊維の一部が露出した場合、直径少なくとも数個の細胞の内皮細胞の塊が脱落している図３０に示すように、線形、単一内皮細胞幅の形状は血栓形成性ではないため、患者への危害の可能性が減少すると考えられる。さらに、多孔質構造１０４の場合、少なくとも、ただ１つの内皮細胞が多孔質構造を構築するために使用される内皮細胞サイズの繊維を超えて増殖したときに内皮細胞層が形成されるという理由で、再内皮化は、露出した多孔質構造１０４上が露出したストラット２３０４よりも速くなる。対照的に、内皮細胞層の横断した増殖は、複数の内皮細胞が露出した島を覆った後にのみ達成される。

本開示の一実施形態では、医薬溶出のために多孔質構造１０４を使用することによる遅発性または亜急性血栓症のリスクの低減は、選択肢として、患者による抗凝固剤の使用における期間および／または投与量の低減を可能にする。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、繊維の太さ、多孔質構造の厚さ、および／または開口サイズはすべて、多孔質構造１０４の用途および患者のニーズに応じて別々に変化する。たとえば、冠状動脈では、良好な薬剤分散を提供することが役立つ場合がある。そのような例では、多孔質構造１０４を含む繊維は、患者への医薬品のより完全な伝達を可能にするために、選択肢として互いにより近くに配置される。

いくつかの例示的な実施形態では、組織への拡散が不十分な高分子薬物が再狭窄と戦うために使用される場合、多孔質構造は、それをよりよく拡散させるために適切な薬物に含浸および／または染み込ませることができる。使用されるほとんどの薬剤の最大濃度は、副作用と過剰毒性のためにかなり制限されており、同時に、ステントストラットで覆われていない領域で最適な薬物動態を可能にするために濃度が十分ではない。ステント領域のより良い幾何学的カバーを有する多孔質構造メッシュは、ステントによってカバーされる領域全体により良く、より最適な薬物動態を提供する。例えば、高ダルトン高分子薬物が使用される場合、またはリポソームが処置薬の担体である場合、または薬物の立体化学構造が大きいおよび／または複雑である場合、および／または薬物が疎水性である場合、薬物の比較的均一な分布が非常に望ましい。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、薬物が多孔質構造１０４の繊維上／中に位置し、内皮層内で覆われ密封され、薬物が血液によって洗い流されるのを助けるので、薬物動態も最適化される。

バイパス静脈グラフトなどの本開示のいくつかの例示的な実施形態では、側枝は問題ではなく、したがって、開口サイズは、選択肢として小さくするが、それを通る内皮細胞の増殖を妨げるほど小さくはない。頸動脈などの本開示の別の例示的な実施形態では、側枝は一般に問題とは見なされないが、デブリを捕らえることは問題である。したがって、本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の開口サイズは、直径がわずか２０ミクロンに減少する。他の用途では、強化されたステント装置１００の用途に応じて、開口サイズを５０、１００、２００、またはさらに２００ミクロン以上に拡大することができる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、複数の多孔質構造が使用される。選択肢として、少なくとも１つの多孔質構造が、支持要素１０２の内腔の内側の支持要素１０２の内部に配置される。選択肢として、複数の多孔質構造が、支持要素１０２の外面に配置される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持要素１０２上に配置された多孔質構造の少なくともいくつかは、多孔質構造の開口が互いに一致する「同相」であるように構成される。選択肢として、多孔質構造は、「位相がずれて」いて、開口が互いに一致しないように構成される。本開示の例示的な実施形態では、「位相がずれた」構成を使用して、多孔質構造と内腔内面との間の接触表面積を改善する。本開示の一実施形態では、接触表面積の増加は、薬物動態を改善し、多孔質構造１０４によって内腔壁に及ぼされる局所圧力を低減し、塞栓シャワー保護を改善し、および／または他の有利な効果を実現し得る。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２と同じ形状およびパターンで構築されるが、より小規模である。

（製造材料の例）
本開示のいくつかの例示的な実施形態では、伸縮性および／または拡張性の多孔質構造１０４が望ましいことに留意されたい。したがって、本開示のいくつかの実施形態では、ａ）伸縮性である および／または ｂ）伸縮性のある多孔質構造（例えば、ニット構造）を製造するために使用できる、材料が選択される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、生分解性（すなわち、身体によって分解される）および／または生体吸収性（すなわち、身体に吸収される）材料が使用される。さらに、本開示のいくつかの実施形態によれば、材料のブレンドが使用される。本開示の一実施形態では、材料は、薄いにもかかわらず、製造、展開、および／または使用中に耐久性を示すために選択される。本開示の一実施形態では、使用される材料に関する他の考慮事項は、それらの生体適合性、毒性、血液適合性、および血栓形成性である。

多孔質構造１０４を製造するための例示的な材料には、修飾セルロースおよび／またはコラーゲンなどの天然ベースの材料が含まれる。本開示のいくつかの実施形態では、金属繊維が多孔質構造を構築するために使用され、選択肢としてステンレス鋼、および／またはＣｏＣｌおよび／またはＣｏＮｉ合金から、他の可能性の中で特に構築される。選択肢として、使用される金属繊維は、少なくとも１つのポリマーでコーティングされている。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造は、ニチノールなどの形状記憶合金から製造される。選択肢として、多孔質構造１０４の強度特性を改善するために、炭素繊維を多孔質構造１０４に追加する。選択肢として、多孔質構造１０４の強度特性を改善するために、ガラス繊維を多孔質構造１０４に追加する。選択肢として、耐久性、吸収性および／または分解性繊維が、製造中の繊維の強度および耐久性特性を改善するために多孔質構造１０４に追加され、それは、分解または再吸収または洗い流されて、より薄い多孔質構造１０４を残す。

本開示の一実施形態では、いくつかのポリマー繊維は、それらが弾性、生体適合性、血液適合性であり、内皮組織に付着しないようにすることができ、選択的に生体安定性および／または生分解性であり、必要な機械的強度を示し、滅菌可能で、高温変換ゾーン（３７℃で固体および非粘着性）を持ち、有効量の医薬品を収容でき、および／または制御された速度で埋め込まれた医薬品を放出できるため、多孔質構造１０４の構築に使用するために選択される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、これらの特性の一部またはすべてを示す、他の材料を選択肢として使用して、多孔質構造１０４を構築する。選択肢として、コーティングは、これらの特性の一部またはすべてを示す材料を含む多孔質構造１０４上に配置される。

ポリマー繊維は、選択肢として、以下の材料のいずれかから作製される：熱可塑性ポリマー、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリオレフィン、酸化アクリル、ＰＴＦＥ、ポリエチレンコビニルアセテート、ポリエチレンエラストマー、ＰＥＯ－ＰＢＴ、ＰＥＯ－ＰＬＡ、ＰＢＭＡ、ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｓｉｌ（ＰＴＧ製品）、医療グレードのポリカーボネートウレタン、ナイロン、ＰＥＥＫ－Ｏｐｔｉｍａ、ポリアクリル酸、ポリメタクリル酸、マレイン酸、ヘロン酸、タコニン酸の１つまたは複数を含むカルボン酸部分および／またはこれらのモノマー、熱可塑性ポリマー、熱合成ポリマー、ポリオレフィンエラストマー、ポリエステル、ポリウレタン、ポリフルオロポリマー、および／またはナイロンの組み合わせおよび／またはエステル。選択肢として、繊維はエラストマーで構成される。選択肢として、繊維は、金属上および／またはポリマー繊維上にコーティングする、所定の薬物放出特性を得るために混合された薬物およびポリマーコーティングを有するコーティングされた繊維から構築される。選択肢として、繊維は、上記の例示的な材料以外の材料で構成される。この目的のために選択肢として使用されるポリマーの例は、Ｃｏｒｄｉｓ（登録商標）、Ｓｕｒｍｏｄｉｘ（登録商標）、ＢｏｓｔｏｎＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（登録商標）、Ａｂｂｏｔｔ（登録商標）およびＨｅｍｏｔｅｑ（登録商標）Ｐｏｌｙｍｅｒｓによって製造されている。選択肢として、これらのポリマーは、上記の段落で指定された理由の少なくとも１つのために選択される。選択肢として、コーティングは、多孔質構造１０４からの医薬品の溶出を容易にするために使用される。

本開示のいくつかの実施形態において、多孔質構造は、ポリ乳酸－コ－ポリグリコール（「ＰＬＧＡ」）コポリマーなどの吸収性／分解性ポリマー、またはポリカプロラクトン（「ＰＣＬ」、ポリグルコン酸、ポリ乳酸－ポリエチレンオキシドコポリマー、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ（アミノ酸）、ポリ－Ｌ－ラクチド、ポリ－Ｄ－ラクチド、ポリグリコリド、ポリ（アルファ－ヒドロキシ酸）およびそれらの組み合わせ、などの他の分解性コポリマーの組み合わせから作製される。

（製造方法の例）
本明細書に記載の方法および配向の多くは、少なくともいくらかの拡張可能な品質を示す多孔質構造を提供するように設計されている。多孔質構造１０４は、選択肢として、それが処置される内腔内に展開されているときに伸長するように適合および構築される。 本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２またはグラフトまたは緩衝要素などの別の介在層に対して多孔質構造１０４の位置決めを容易にするために伸縮性を備えている。

本開示の例示的な実施形態では、織り、編組および／または編み物は、織り交ぜられたおよび／または捲縮されたおよび／または織り目加工された繊維（カーリー、スラック）の構造に起因して得られた多孔質構造の弾力性の幾つかまたは全てをもたらす。これは、多孔質構造をステントに固定する材料の伸び特性によって達成できる。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、編組多孔質構造上での編み物または編組多孔質構造上での編組などのいくつかのインターレース技術を組み合わせることによって作製される。本開示のいくつかの実施形態では、複数の層が、これらの技術を使用して組み合わされ、および／または作成される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、「レイイン」ヤーンを備えた縦編みの多孔質構造が使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、半径方向の弾性を得るために、エラストマーまたは捲縮された緯糸を使用して織られている。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、編組多孔質構造上での編み物または編組多孔質構造上での編組などのいくつかの技術を組み合わせることによって製造される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、「レイイン」ヤーンを備えた横編みの多孔質構造が使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、半径方向の弾性を得るために、エラストマーおよび／または捲縮された緯糸を使用して織られている。選択肢として、多孔質構造は、支持要素の長手方向軸にほぼ平行に配向された少なくとも１つの繊維を含む。

本開示の例示的な実施形態では、製造された多孔質構造が、支持要素１０２へのカバーとして追加される。選択肢として、多孔質構造１０４は、選択肢としてステントに使用されない支持要素１０２とは別に使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２上に直接製造される。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、衣類製造および織物などの編み技術の当業者に知られている編み技術によって、非類似技術のために製造される。多孔質構造１０４の編み物は、選択肢として、２０から３５本の針を有するヘッドによって実行される。選択肢として、使用するヘッドには３０～４５本の針がある。選択肢として、使用するヘッドには３５～８０本の針がある。多孔質構造に対するヘッドサイズの影響の例を図３に見ることができる。図１４では、２２サイズのヘッドと３５サイズのヘッドがグラフ化されている。図１４では、針ゲージは４０である。

本開示のいくつかの実施形態では、ニットの形状および／またはサイズは、編み物に使用される繊維の張力を制御することによって制御される。たとえば、目が大きいニットを作成するために、編み中に繊維にたるみが与えられる。選択肢として、多孔質構造１０４が拡張されたときに円形の目を達成するために、編み中に繊維が制御される。本開示の一実施形態では、編み物中の繊維のプレテンションは、約１０～２０グラムである。本開示のいくつかの実施形態では、編み物中の繊維のポストテンションは１５～２５グラムである。本開示の例示的な実施形態では、ステッチの長さは３００から４００ミクロンの間である。本開示のいくつかの実施形態では、編み機は比較的遅い速度で動作する。たとえば、編み機は、Ｌａｍｂ Ｋｎｉｔｔｉｎｇ Ｍａｃｈｉｎｅ ＣｏｒｐのシステムモデルＷＫ６を使用して、パーセンテージで測定される速度操作の特殊な変更により，速度容量の１０％で実行される。

本開示の例示的な実施形態では、５～１００ミクロンの間の特定の細かさまたは細かさの範囲を有する繊維または超繊維糸を使用して、ニット多孔質構造が製造される。選択肢として、１０～２０ミクロンの細かさの糸を使用して、ニット多孔質構造が製造される。選択肢として、糸は５ミクロンより細い。糸の細かさは、テキスタイル用語で「Ｔｅｘ」と呼ばれることがよくある。これは、１０００メートルの糸のグラム単位の重量である。本開示の例示的な実施形態では、０．３Ｔｅｘから１０Ｔｅｘの範囲の糸が多孔質構造を製造するために使用される。本開示のいくつかの実施形態では、特定の糸の細かさは、所望の多孔質構造１０４の特性に基づいて選択される。例えば、２２ゲージの針頭を使用する０．５Ｔｅｘ糸は、いくつかの実施形態では、約１２％の被覆面積を有する多孔質構造を生成する。

上記の構成要素および技術を使用して得られる多孔質構造の例は、１ｃｍあたり５から５０コースを有するべきである。選択肢として、１ｃｍあたり２０～４５コースが製造される。選択肢として、１ｃｍあたり３０～３５コースの多孔質構造が製造される。図５は、捲縮された閉位置にある編まれた多孔質構造１０４および支持要素１０２を示している。図６Ａは、開いた位置で支持要素１０２の上に置かれた編まれた多孔質構造１０４を示している。図６Ｂは、編み物の例を詳細に示している。

本開示の別の例示的な実施形態では、織り技術を使用して、多孔質構造１０４が製造される。狭い針織機ならびに従来の狭い織機は、織られた管状構造を製造するように構成することができる。織りでは、少なくとも２層の縦糸が交差する横糸と織り交ぜられる。

フィル糸を２層の経糸にわたって交互に前後に運ぶことによって、管状の形状が作成される。織りのサイズおよび形状は、経糸および／または充填密度、織り交ぜパターンおよび／または頻度、糸張力および／または糸寸法および／または弾性特性を決定することによって選択肢として制御される。多孔質構造に使用される織りのタイプは、選択肢として「プレーン」、「バスケット」、「ツイル」、「サテン」、「レノ」および／または「ジャカード」のいずれかである。選択肢として、多孔質構造のすべての繊維は同じである。あるいは、織りの縦糸と横糸の繊維は同じ材料で構成されていない。選択肢として、異なる材料の固有の特性を利用するために異なる材料が使用され、例えば、１つの材料は弾性であり得、そして異なる材料は高い引張強度を有し得る。選択肢として、縦糸繊維はコーティングされ、および／または横糸繊維はコーティングされていない一方で薬剤溶出性であり、またはその逆である。

本開示の別の例示的な実施形態では、編組技術を使用して多孔質構造１０４が製造される。それは例えば、「編み物技術、ＤＪスペンサー編」、ウッドヘッド出版社、アビントンホール、アビントン、ケンブリッジ、ＣＢ１６ＡＨ、イングランド、に記載され、その開示は、それを明示的に参照することにより本明細書に組み込まれる。編組機は、選択肢として、さまざまな交差角度で糸を織り交ぜるために使用される。編組では、複数の糸が交織ゾーンに供給される。交織は、選択肢として、ヤーンスプールの回転または往復針床によって達成される。編組のサイズおよび形状は、選択肢として、糸の数、織り交ぜパターンおよび／または角度、および／または糸の寸法および／または弾性特性によって制御される。選択肢として、多孔質構造のすべての繊維は同じである。選択肢として、編組の縦糸および横糸繊維は、同じ材料で構成されていない。例えば、横糸繊維が強度を提供するために使用され、縦糸繊維が編組の伸縮性を提供するために使用される。

本開示の別の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、エレクトロスピニングプロセスによって製造される。エレクトロスピニングは、小さな開口部またはノズル（通常は針またはピペットチップ）から供給される帯電ポリマー溶液（または溶融物）を利用する技術である。その電荷のために、溶液は、通常５～３０ｃｍ離れた、接地された収集プレート（通常は金属スクリーン、プレート、または回転マンドレル）に向かってジェットとして引き出される。選択肢として、支持要素１０２は、マンドレルとして使用される送達カテーテル上に配置される。ジェットの移動中に、溶媒は徐々に蒸発し、帯電したポリマー繊維が接地されたターゲットに蓄積したままになる。繊維の電荷は最終的に周囲の環境に放散される。得られた製品は、システムに入力される繊維のサイズに応じて、直径が約４０ナノメートル～４０ミクロン（フェルトなど）の小さな繊維で構成される不織布繊維多孔質構造である。マンドレルをその長軸に沿って回転および／または移動することによってなど、ターゲットがノズル位置に対して移動することを許容される場合、特定の繊維配向（例として、平行整列またはランダム整列）を達成することができる。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、らせんコイルパターンでマンドレルまたは支持要素１０２上に回転される。選択肢として、多孔質構造１０４は、図４に示されているようにマンドレルを前後に動かすことによって構築される複数のらせんコイルパターンを含む。選択肢として、多孔質構造１０４は、中心軸１０６に実質的に平行に配向された繊維で構築される。選択肢として、多孔質構造１０４は、中心軸１０６に実質的に垂直に配向された繊維で構築される。選択肢として、多孔質構造１０４は、本明細書に記載または提案されている方向のいずれかの組み合わせで配向された繊維で構築される。多孔質構造の機械的特性は、患者を処置するための要件に応じて繊維の直径および配向を変えることによって選択肢として変更される。例えば、本開示のいくつかの実施形態では、レーザーを使用して、特定の開口部サイズを切断し、および／または開口部が多孔質構造１０４の外側から多孔質構造１０４の内側に確実に横断するようにする。選択肢として、溶媒を使用して開口部サイズを変更する。

選択肢として、多孔質構造１０４による送達カテーテルの偶発的な被覆を防ぐために、カテーテルの一部をマスキングする。選択肢として、多孔質構造１０４を支持要素１０２の上部に置く前に、支持要素１０２を接着剤および／または薬剤でコーティングする。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４を生成するために使用される材料には、薬剤が染み込んでいる。選択肢として、薬剤は、多孔質構造１０４をコーティングする材料に埋め込まれる。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、患者の血管の近位の外部コーティングとは異なる特性を示す、支持構造１０２の近位の少なくとも１つの内部コーティングを含む。例えば、内部コーティングは、送達カテーテルおよび／または支持構造への接着を回避するように選択肢として構成される。選択肢として、内部コーティングは、支持要素１０２に付着するが、送達カテーテルには付着しないように構成される。

本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、展開時に多孔質構造１０４が拡張するので、短縮力および伸長力に対する感度が低くなるように設計されている。これは、いくつかの実施形態では、部分的には多孔質構造１０４の編み物の性質によるものである。この特性により、多孔質構造１０４を、Ｇｒｅｅｎｈａｌｇｈ氏他の米国特許出願公開第２００５／００３８５０３号（特許文献１）に記載されているような、中央などの別の場所ではなく、その端部で支持要素１０２に固定することができる。当該文献は、それを明示的に参照することにより本明細書に組み込まれる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、少なくとも部分的に開いた、広い直径の状態で製造される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、少なくとも部分的に引き伸ばされた多孔質構造は、製造後に、ヒートセット、捲縮、および／または折り畳みによって、より小さな直径に縮小される。

本開示の一実施形態では、少なくとも部分的に引き伸ばされた多孔質構造の直径は、機械的に縮小される。選択肢として、図１２に示される漏斗１３０４は、多孔質構造の製造中に、編まれた多孔質構造１３０２の直径を縮小するために使用される。編まれた多孔質構造１３０２は、編みゾーンから狭口径の漏斗１３０４に引き下げられる。これは、針床の直径よりも制御可能に小さい最終的な多孔質構造の直径をもたらす。図１３は、伸ばされたゴム管１４０２を使用して多孔質構造がどのように製造されるかを示す。この方法では、多孔質構造１４００は、半径方向に伸ばされた管１４０２にしっかりと挿入され、次いで管が弛緩され、多孔質構造を圧縮し、そしてより小さな開口サイズの多孔質構造を形成し、ここでそのサイズはゴム管の伸び率によって制御される。

図１７を参照すると、多孔質構造１０４が「ｎ」個の実質的な折り畳みで折り畳まれ、折り畳みは、患者を通る挿入およびナビゲーションを容易にするために、強化されたステント装置１００の全体の直径を縮小するように使用される実施形態が示される。選択肢として、折り目は同じ方向を向いている。本開示の一実施形態では、折り畳まれた多孔質構造１０４は、支持要素１０２に少なくとも一時的に固定されている。図１０は、斜視から見た代替の折り畳まれた構成を示している。

折り畳みの追加または代替の実施形態は、ポリマーのヒートセットを含み、ポリマーが多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定する。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４が少なくとも１つのポリマー材料を含む場合、ヒートセットが使用される。本開示の一実施形態では、ヒートセット条件の決定は、ポリマーの熱遷移温度に関連している。ヒートセットは、ポリマーのＴｇとＴｍの間の温度範囲で実行される。この範囲で、ポリマーはアモルファスになり、支持要素１０２に収縮し、支持要素１０２の半径よりもはるかに大きくない全体的な強化されたステント装置１００の半径を確立する。例えば、多孔質構造１０４は、本開示のいくつかの実施形態では、直径１ｍｍである支持要素１０２に合計直径１０ミクロン未満を追加する。Ｔｍで、ポリマーは、その機械的完全性を失い、支持要素１０２の表面に付着する粘性液体に変わる。例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）は、７０℃のＴｇおよび２６５℃のＴｍを有し、したがって、本開示の一実施形態では、その範囲内のどこかでの熱設定温度は、２００℃である。ヒートセットにＴｍより高い温度を使用すると、熱劣化を引き起こす可能性があり、その結果、ポリマー鎖の切断、ポリマーの解凍、および／または多孔質構造１０４の機械的特性を変化させ、および／または有毒および／または非生体適合性材料を放出する多数のオリゴマー材料が生成され、患者に炎症反応を引き起こす。ヒートセットで使用できる他のポリマーの例を以下の表１に示す（完全なリストではない）：

折り畳みの別の追加のまたは代替の実施形態は、多孔質構造１０４と組み合わせて少なくとも１つの捲縮された支持要素１０２を使用する捲縮を含む。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２で捲縮される。多孔質構造１０４および支持要素１０２の捲縮は、強化されたステント装置１００の全体の直径を縮小することが望ましい場合に実行される。例えば、縮小された直径の強化されたステント装置１００は、処置部位への装置のより容易な挿入およびナビゲーションを可能にする。本開示のいくつかの実施形態では、少なくとも捲縮された支持要素１０２は、挿入およびナビゲーション中のより予測可能な動きのために、比較的安定した機械的特性を有する物体を提供する。

選択肢として、多孔質構造１０４は、捲縮されていない支持要素１０２上に作製される。捲縮されていない支持要素１０２は、製造中に拡張または半拡張することができる。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４および支持要素１０２は一緒に捲縮される。選択肢として、捲縮中に支持要素１０２のプロファイルを減少させる結果として作成される過剰な多孔質構造１０４材料は、図１７に示されるように、支持要素１０２と共に折り畳まれる。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、捲縮または部分的に捲縮された支持構造１０２上に形成される。すでに捲縮された支持構造上に配置するための多孔質構造を製造する場合、内腔内の処置部位に移植された場合、支持構造の半径方向の拡張に伴って拡張するのに十分に伸縮可能である、多孔質構造を提供することを考慮することができる。

（繊維をコーティングする方法の例）
本開示の別の例示的な実施形態では、製造技術を使用して、多孔質構造１０４が少なくとも１つのポリマー層を含む繊維をコーティングする。例えば、図１８に示される浸漬技術は、有機溶媒に溶解された生体適合性、血液適合性、生体安定性および／または生分解性ポリマーを使用して、多孔質構造１０４を含む繊維のコーティングに使用するための浸漬溶液１９０６を作成する。コーティングされる繊維は、選択肢としてスプール１９０２に配置される。そこから繊維１９０４が引き出されて多孔質構造１０４を形成する。薬物、生物学的成分、酵素、成長因子、および／または本明細書に記載または当技術分野で知られている他の任意の添加剤などの添加剤は、例えば、それらを溶液１９０６に配置し、繊維１９０４を溶液１９０６に通すことにより、製造プロセス中に繊維１９０４に組み込まれ得る。本開示の一実施形態では、薬物／生物学的添加剤の放出を制御するために、少なくとも１つの層が使用される。例えば、製造中に繊維１９０４が通過するために複数の溶液タンクが提供され得る。繊維１９０４は、使用される薬物に応じて３７～７０℃（本開示のいくつかの実施形態において）の動作温度範囲を有する乾燥オーブン１９０８に選択肢として移動され、繊維１９０４上の溶液１９０６を乾燥させる。本開示の例示的な実施形態において、次に、繊維１９０４は、多孔質構造１０４を製造するために編みシステム１９１０によって使用される。選択肢として、編みシステム１９１０は、Ｌａｍｂ Ｋｎｉｔｔｉｎｇ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｃｏｒｐ．のシステムモデルＷＫ６である。選択肢として、多孔質構造１０４は、それが製造された後、ポリマー層でコーティングされる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持要素１０２および多孔質構造１０４は、追加の物質でコーティングされている。選択肢として、追加の物質はポリマーである。選択肢として、追加の物質は薬剤溶出性である。選択肢として、コーティングはヒアルロン酸である。代替的または追加的に、コーティングはヒアルロナンである。選択肢として、湿式および／または乾式紡糸などの異なる不織布技術を使用して、多孔質構造１０４を製造する。本開示のいくつかの実施形態では、異なる効果を得るために、例えば、薬剤の時限放出および／または複数の薬剤を異なる時間に放出するために、追加のコーティングがなされる。

（多孔質構造を支持要素に取り付ける方法の例）
本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、少なくとも一時的に支持要素１０２に固定される。多孔質構造１０４を支持要素１０２に少なくとも一時的に固定する利点には、以下が含まれる：多孔質構造の編みからのほつれおよび／またはランの防止；挿入、送達、および／または展開中の支持要素１０２に対する、多孔質構造の外れからの防止。選択肢として、支持要素１０２および多孔質構造１０４は、多くの実施形態において同軸で近接した関係にあるにもかかわらず、接着剤および／または他の固定手段を使用して一緒に固定されない。

支持要素１０２が選択肢としてポリマーでコーティングされる本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持要素１０２および多孔質構造１０４は、ポリマー支持要素コーティングを同時に硬化させることによって一緒に取り付けられ、ポリマーは多孔質構造および／またはコーティングされた多孔質構造を含み、したがってポリマーを一緒に接着する。選択肢として、圧力および／または熱を使用して、ポリマーコーティングされた支持要素１０２を、例えばそれらが両方とも高温である場合に、コーティングされていないまたはポリマーコーティングされた多孔質構造１０４に接着する。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２に対して、外部構成要素および内部構成要素の２つの構成要素を含む。外部構成要素および内部構成要素が同時に硬化すると、そのポリマーは両方とも互いに接着し、それによって要素間に配置された支持要素１０２に多孔質構造１０４を固定する。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、多孔質構造の移動を回避するために支持要素１０２に固定されるが、しかし多孔質構造１０４および／または支持要素１０２の拡張性を制限しない。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、接着剤を使用して、支持要素１０２および多孔質構造１０４を一緒に結合する。選択肢として、多孔質構造１０４は、シアノアクリレート、熱可塑性エラストマー、シラン、ラミニン、アルブミンおよび／またはフィブリノーゲンおよび／またはＰＥＧ－ＰＥＧ接着剤、および／またはポリウレタンおよび／または他の適切な適合性ポリマー材料などの任意の天然および／または合成の生体適合性接着剤を利用して支持要素１０２に接着される。選択肢として、多孔質構造１０４が支持要素１０２に接着され、支持要素１０２が薬剤溶出ステントである場合、薬物の溶出に使用されるのと同じポリマーが、多孔質構造１０４の支持要素１０２への取り付けに使用される。

本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、複数の点で支持要素１０２に取り付けられている。選択肢として、複数の点は、点の線またはジグザグなどのパターンを画定する。選択肢として、多孔質構造１０４は、支持要素１０２への取り付けを維持するために支持要素１０２上に圧縮される。選択肢として、多孔質構造は、摩擦力によって少なくとも部分的に支持要素上の所定の位置に保持される。選択肢として、多孔質構造１０４は支持要素１０２に縫い付けおよび／または機械的に絡み合わされる。選択肢として、加熱、圧力、レーザー溶接、ＵＶ硬化および／または超音波を、多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定する技術として使用する。選択肢として、パリレンなどのプライマーが、凝集性を高めるために、多孔質構造１０４を支持要素１０２に接着する前に、支持要素１０２に使用される。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、弾性および／または拡張可能なｏおよび／またはｃリングを使用して、多孔質構造１０４を支持要素１０２上に保持する。選択肢として、ｃリングを使用して、多孔質構造の膨張性を妨げることを回避する。選択肢として、リングは、多孔質構造１０４の各端部に少なくとも一時的に固定および／または摩擦を加えて要素１０２を支持するために使用される。選択肢として、リングは、本明細書に記載されるような溶出用の医薬品でコーティングおよび／または埋め込まれる。選択肢として、リングはポリマーベースの材料で構成される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、選択肢として多孔質構造１０４の繊維を使用して、支持要素１０２に結び付けられる。本開示の例示的な実施形態では、図２８ＡおよびＢに示されるように、スリップリング２１０２を使用して、多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定する。スリップリング２１０２は、内腔処置部位での展開時に多孔質構造１０４および支持要素１０２が拡張されるときに、それらと共に拡張するように適合されている。選択肢としてスリップリング２１０２は、可撓性であるが、多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定するのに十分に剛性である。本開示の一実施形態では、スリップリング２１０２は、スリップリングがそのような縮小プロファイル構成にある場合、強化されたステント装置１００の周りに巻かれ、それによりスリップリング２１０２は少なくとも部分的に重なっている。展開時には、図２８Ｂに示されるように、支持要素１０２および多孔質構造１０４は、内腔に処置を提供するために拡張される。本開示の一実施形態では、スリップリング２１０２は、それらと共に膨張し、一方で多孔質構造１０４を支持要素１０２に保持するため、多孔質構造に十分な圧力を維持する。本開示の一実施形態では、スリップリング２１０２の重なり部分は、スリップリング２１０２の直径の全体的な増加の結果として減少する。選択肢としてスリップリング２１０２は、生分解性および／または生体吸収性材料を含む。本開示のいくつかの実施形態では、スリップリング２１０２は２５ミクロン未満の太さである。選択肢としてスリップリング２１０２は１５ミクロン未満の太さである。選択肢としてスリップリング２１０２は１０ミクロン未満の太さである。

図１５を参照すると、多孔質構造１０４がスライド接続１６０２を使用して支持要素１０２に取り付けられている本開示の実施形態が示されている。本開示の例示的な実施形態では、その２つが分離するのを防ぐが、支持要素１０２に対して多孔質構造１０４のスライドを可能にするのに十分緩い状態で多孔質構造１０４の少なくとも１つのループ１６０４を取り付けることによってスライド接続が確立される。本開示の一実施形態では、緩いステッチを使用して多孔質構造１０４をスライド接続で支持要素１０２に取り付ける。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４の拡張は、スライド接続１６０２の滑り特性を利用することによって支援される。例えば、多孔質構造１０４は、その最も外側の位置１６０８で支持要素１０２の最も外側のストラット１６０６に固定される。本開示の実施形態では、支持要素１０２の反対側で、多孔質構造１０４もまた、その最も外側の位置で最も外側のストラットに取り付けられている。支持要素１０２および多孔質構造１０４が展開中に拡張されるとき、多孔質構造１０４は、スライド接続１６０２が最も外側のストラット１６０６上の最も外側の位置１６０８から最も内側の位置に移動するので、事前に拡張された構成に関して追加の拡張性を与えられる。本開示の一実施形態では、最も外側の位置１６０８から最も内側の位置１６１０までの距離１６１２は、多孔質構造１０４に追加の拡張性を提供する。選択肢として、多孔質構造１０４を最も内側の位置１６１０および最も外側の位置１６０８でストラット１６０６に固定することによって滑りを防止する。選択肢として、例えば、よりきついステッチを提供することによって、２つの間の接続を締めることによって、滑りが防止される。

本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、サムノット、スクエアノット、リーフノット、または二重外科医結び、のいずれか１つを使用して支持要素１０２に結び付けられている。選択肢として、多孔質構造１０４を構築するために使用される少なくとも１つの繊維は、多孔質構造１０４を支持要素１０２に結び付けるために使用される。図１６は、結び目を使用して多孔質構造１０４を支持要素１０２に取り付けるための例示的な方法を示す。結節繊維１７０２を使用して、多孔質構造１０４を支持要素ストラット１７０４に沿った様々な点で支持要素１０２に固定するために使用されることが分かる。選択肢として、結節繊維１７０２は、複数のアイ１７０６および支持要素ストラット１７０４上に通される。結び目１７０８は、要素１０２の少なくとも一部の眼を支持するために多孔質構造１０４を固定するように結ばれている。

上記のように、本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定することもまた、外れ、および／または多孔質構造がほどける可能性を低減するために使用される。本開示の一実施形態では、少なくとも以下の理由で、外れおよび／または多孔質構造のほどけを回避する必要がある：内腔への多孔質構造の突出を回避する、および／または内腔の意図された処置に対して多孔質構造を無効にする。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２の端部、多孔質構造１０４と支持要素１０２が重なる少なくともいくつかの交差点、または両端の両方および／またはすべての目で支持要素１０２に固定される。上記の固定方法のいずれかを選択肢として使用して、多孔質構造１０４を支持要素１０２に固定して、外れおよび／またはほどけを防止する。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、移植中に支持要素１０２に一時的に強化された接着を供給するように処理される。

例えば、強化されたステント装置１００は、多孔質構造１０４を支持要素１０２に付着させる選択肢として液体に浸漬される。選択肢として、この付着は、液体の表面張力による。選択肢として、この付着は、多孔質構造１０４の一時的な収縮によるものであり、これにより、多孔質構造１０４がよりしっかりと支持要素１０２に固定される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、移植中の血管系のナビゲーション中に経験する摩擦応力の結果としての一時的な凝集力が、多孔質構造１０４が支持要素１０２から滑り落ちるのを防ぐために使用される。

（一般的な薬理学的使用法）
デブリが血流に入るのを物理的に防止することに代替的または追加的に、多孔質構造１０４は、選択肢として、様々な病気を処置するように設計された医薬品を含む。本開示のいくつかの例示的な実施形態において、細胞および／またはリポソームの増殖および／または他の内皮細胞の増殖因子、抗増殖性、抗血栓性、抗凝固剤および／または抗－血小板効果、組織工学因子、免疫調節剤、抗酸化剤、アンチセンスオリゴヌクレオチド、コラーゲン阻害剤、疎水性医薬品、親水性医薬品、および／または内皮細胞播種物質、を促進するための１つ以上の薬理学的薬剤を含む医薬品が選択肢として提供される。 選択肢として、多孔質構造から提供される薬理学的療法を使用して、静脈から動脈への変換を加速する。多孔質構造１０４で選択肢として使用される医薬品の特定の例は以下を含む：シロリムス、ゾリムスまたはゾタロリムス（ＡＢＴ－５７８（登録商標））、パクリタキセルおよび他のタキサン、タクロリムス、エベロリムス、ビンクリチン、ビブラスチン、ＨＭＧ－ＣｏＡレダクターゼ阻害剤などの抗増殖剤、ドキソルビシン、コルヒチン、アクチノマイシンＤ、マイトマイシンＣ、シクロポリン、および／またはミコフェノール酸、トリアゾロピリミジンおよびその誘導体（すなわち、冠状血管拡張薬であるトラピジル（登録商標））。イントラピド、デキサメタゾン、メチルプレドニゾロン、および／またはガンマインターフェロンなどの糖質コルチコイド；ヘパリン、ヘパリン様デキストラン誘導体、酸性クエン酸デキストロース、クマジン、ワルファリン、ストレプトキナーゼ、アニストレプラーゼ、組織プラスミノーゲン活性化因子（ｔＰＡ）、ウロキナーゼおよび／またはアブシキシマブなどの抗血栓薬；プロブコールのような抗酸化剤；トラニラストおよび／またはアンギオペプチンのような成長因子阻害剤；ｃ－ｍｙｃおよび／またはｃ－ｍｙｂのようなアンチセンスオリゴヌクレオチド；ハロフジノンおよび／またはバチミスタットのようなコラーゲン阻害剤；リポソーム；ゲムシタビン（すなわちＧｅｍｚａｒ（登録商標））；ステロイドおよびコルチコステロイド、例えばコルチゾンおよびプレドニゾン；コルチゾン、プレドニゾン；シロリムス（ラパマイシン（登録商標））；ロバスタチンおよび／またはシンバスタチン（すなわちＺｏｃｏｒ（登録商標））のようなスタチン薬；ＶＥＧＦ；ＦＧＦ－２；内皮細胞を含むマイクロキャリア；遺伝子；ＤＮＡ；内皮細胞シード；および／または内皮細胞を含むヒドロゲル。

典型的には、薬剤処置を提供するステント（すなわち、支持要素）は、ステントの構造、特にステントストラットにのみ薬剤が埋め込まれている。この構造は通常、柔軟性を提供しコストを削減するため、最小限の大きさに抑えられている。最小化された支持要素構造の結果として、構造のストラットは通常、広く離れて配置されている。したがって、ステントがその場にあり、薬剤がステントから患者に放出されるとき、薬剤は、間隔の広いストラットからのみ拡散される。これにより、ステントの全長にわたって医薬品が均一に分布するのを防ぐ。さらに、ステントストラットは通常、内皮細胞に比べて大きく、したがって、被覆する内皮細胞層の形成は、通常、数日または数週間のオーダーを要し、体組織への医薬溶出を遅延させ、および／または無効にする（内皮細胞層がステントを覆う前に内腔を流れる流体によって医薬品が洗い流されることを含む多くの理由による）。

対照的に、ストラットを含むステントを覆うための、本明細書に記載されるような医薬品で強化された多孔質構造の使用は、患者の血管の内壁と接触するはるかに大きな表面積を提供し、それにより、より多くの拡散が行われることを可能にする。ステント送達された医薬品のための従来の技術と比較して、その改善された処置供与表面積に起因して、より低い濃度の医薬品が本開示で選択肢として使用される。本開示の一実施形態では、本開示による改善された送達は、同じ相対量の処置を行うために使用されるより低い用量の医薬品を可能にし、同じ結果を得るために必要な全体の用量を減らし、したがって考えられる副作用を減少させる。たとえば、薬剤溶出ステントで現在推奨されているタキソールの濃度は、ステント表面あたり約１μｇ／ｍｍ^２ である。対照的に、０．５μｇ／ｍｍ^２の濃度が、その増加した処置供与表面積に起因して、多孔質構造１０４と共に選択肢として使用される。選択肢として、濃度は０．５μｇ／ｍｍ^２未満である。別の例として、今日のラパマイシンおよびリーマス（ｌｉｍｕｓ）薬の典型的な濃度は約１４０μｇ／ｍｍ^２であるが、本明細書に記載の多孔質構造１０４を使用して、８０μｇ／ｍｍ^２の濃度を選択肢として使用して同じ処置効果を達成する。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、同じ処置効果を達成するために、選択肢として、わずか１０μｇ／ｍｍ^２が使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造に埋め込まれた医薬品の濃度は、今日従来使用されているものよりも最大１５分の１である。

従来のステントでは、ストラットにおいて、医薬品は、血管壁まで十分に遠く伝播せずおよび／または効果なしに伝播し、または医薬品が必要とされる内面の残りの部分に対して横方向に十分に伝播することなく、血管壁の特定のセクションを過剰投与する可能性がある。ステント表面積をより均一に覆う追加の表面積を有する多孔質構造１０４は、より局所的に均質な方法で薬物を送達することができる。選択肢として、投与量に軸方向のプロファイル変化がある。薬物の組織への分布は拡散によって支配され、ストラットへの投与濃度の量は過剰な毒性と副作用に起因して制限されているため、薬物をより均一に広げることは、より良い薬物動態を得るために非常に役立つ。

本開示の例示的な実施形態では、患者に投与される医薬品は、多孔質構造１０４の繊維の中および／または上に配置される。医薬品が、多孔質構造１０４の繊維の中および／または上に選択肢として配置されるおよび／または溶出される場所および方法の例は以下の通り：
１．多孔質構造の開口部に医薬品を沈着させる。
２．繊維の作成時に多孔質構造の繊維に医薬品粒子を混合する。
３．スプレーなどにより、多孔質構造に医薬品を局所的に塗布する。
４．多孔質構造を医薬添加剤を含む溶液に浸漬し、それにより、多孔質構造の繊維上および／または中に添加剤を堆積させる。
５．選択肢として熱プロセスを使用して、多孔質構造に医薬品添加剤をカプセル化する。
６．プラズマ処理を使用して多孔質構造に医薬添加剤をグラフトする。
７．例えば、スパッタまたはコーティングを介して、医薬添加剤を多孔質構造にエッチングする。
８．多孔質構造と添加剤含有物質との間の濃度差を使用して、例えば、医薬添加剤を含むマイクロキャリアを多孔質構造に付着させて多孔質構造への移動を可能にすることにより、医薬添加剤を多孔質構造に移す。
９．以下の文献により当業者に知られる任意の方法：Ｄｕｂｓｏｎ氏他による米国特許出願公開２００４／００３０３７７（特許文献２）；Ｈｕｎｔｅｅｒ氏他による米国特許出願公開２００５／０１８７１４０（特許文献３）；Ｆｉｅｒｅｎｓ氏他による米国特許出願公開２００４／０２３６４０７（特許文献４）；Ｗａｌｓｈ氏による米国特許第６，９０２，５２２号（特許文献５）；Ｋｉｍ氏他による米国特許第６，６６９，９６１号（特許文献６）；Ｖｏｏｋ氏他による米国特許第６，４４７，７９６号（特許文献７）；Ｐａｌａｓｉｓ氏他による米国特許第６，３６９，０３９号（特許文献８）；Ｂａｎｉｋ氏他による米国特許第６，９３９，３７４号（特許文献９）；Ｎａｒａｙａｎａｎ氏による米国特許第６，９１９，１００号（特許文献１０）。これらの文献は明示的に参照することにより本明細書に組み込まれる。
１０．多孔質構造の繊維をコーティングするポリマーからの薬物の溶出。
１１．多孔質構造を構成するポリマーからの薬物の溶出。そして、
１２．生分解性ポリマーに薬物を組み込む。

選択肢として、医薬品の包埋は、強化されたステント装置の製造の前（例えば、繊維作成時に多孔質構造の繊維への医薬品粒子の混合）、中（例えば、図１８の浸漬法を使用）、および／または後（例えば、装置製造後の医薬品へのスプレー）に起こる。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、薬学的に埋め込まれた多孔質構造１０４が、薬学的に処理された支持要素１０２の上部に配置される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４が少なくともポリマーでコーティングされる。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造は、コーティングから溶出する医薬品を含むポリマーコーティングを備えている。

医薬品は、選択肢として多孔質構造１０４に埋め込まれ、その結果、それらは、おおよそ所定の時間にわたって患者に放出される。例えば、医薬品は、選択肢として多孔質構造１０４に埋め込まれ、一週間にわたって放出される。他の医薬品は、選択肢として、数ヶ月の間に放出するために多孔質構造１０４に埋め込まれる。医薬品の放出スケジュールに応じて変化する要因には、多孔質構造１０４を構築するために使用される材料のタイプ、使用される医薬品のタイプ、多孔質構造１０４が構築される方法、および／または多孔質構造１０４が提供する支持要素１０２の被覆量が含まれる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、繊維表面被覆面積（繊維自体の面積ではなく、それが処理する組織の面積）の平方センチメートルあたり１マイクログラムの医薬品が繊維に埋め込まれている。選択肢として、繊維表面積１平方センチメートルあたり最大２００マイクログラムの医薬品が繊維に埋め込まれる。選択肢として、患者の処置上の必要性および使用される薬物の種類に応じて、より高濃度またはより低濃度の医薬品が使用される。

（大規模および／または複雑な立体化学分子医薬品の使用法）
本開示のいくつかの例示的な実施形態では、強化された医薬品送達のための多孔質構造１０４の使用は、高分子および複雑な立体化学医薬品の効果的な分散および送達を可能にする。従来、高分子医薬品は薬剤溶出ステントでは拡散が不十分であるため使用されておらず、従来のステントの間隔の広いストラットは、上記のように高分子の均一および／または広範囲の拡散を促進しない。対照的に、血管壁をより広範囲にカバーする装置を使用すると、高分子医薬品を使用した処置がより実現可能になる。これは、いくつかの例示的な実施形態において、選択肢として、多孔質構造１０４および／または支持要素１０２に溶出用の高分子医薬品を提供し、開口サイズが小さいことに起因する、多孔質構造１０４の血管壁被覆率の増加を利用することによって達成される。代替的または追加的に、身体からの細胞による多孔質構造１０４を横断した増殖に起因して、高分子医薬品は、例えば、血流中で洗い流されるのではなく、医薬品が組織に送達されるときに、より効率的に患者に送達される。選択肢として、７００ダルトン、１，０００ダルトン、３，０００ダルトン、または最大５０，０００ダルトンを超える医薬品が分散され、患者の血管系に均一に送達される。

選択肢として、リポソームは、少なくとも１つの多孔質構造１０４および／または支持要素１０２から溶出される。選択肢としてステロイド、スタチン、抗凝固剤、ゲムシタビン（Ｇｅｍｚａｒ（登録商標））、ゾリムスまたはゾタロリムス（ＡＢＴ－５７８（登録商標））、シロリムス（例えば、Ｒａｐａｍｙｃｉｎ（登録商標））、タキソール／パクリタキセル、および／または他の大分子または複雑分子の医薬品が、少なくとも１つの多孔質構造１０４および／または支持要素１０２から溶出される。図３に示されるように、薬剤４０６は、強化されたステント装置１００から内腔壁４０４を通って動脈４００に溶出することが示されている。選択肢として、薬剤４０６は、強化されたステント装置１００を介した内皮細胞４０８の少なくともいくらかの増殖後、例えば、実験的な内皮細胞増殖データによって決定される時間、多孔質構造から溶出する。本明細書の他の場所に記載されるように、多孔質構造１０４は、選択肢として、強化されたステント装置１００の外面と内腔壁４０４との間にデブリ４０２を捕捉するように作用する。

（徐放性医薬品の使用）
本開示の例示的な実施形態では、医薬品は、強化されたステント装置から単に処置される内腔の内面だけでなく、横断増殖した内皮組織に溶出される。したがって、本開示の例示的な実施形態において、薬物放出は、事前に定義された量の薬物のみが血流および／または他の非処置媒体に失われることを確実にすることによって最適化される。例えば、以下に記載されるＢＢＢ処置と組み合わせたいくつかの例示的な実施形態では、内皮細胞増殖は、移植されたステントから処置される身体領域への医薬品の移送媒体を提供することによって、医薬品処置を支援することができる。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、医薬品は、内皮組織の増殖の程度に応じて溶出される。選択肢として、薬理学的処置は、強化されたステント装置を通しておよび／またはその周囲でいくらかの内皮細胞増殖が示された後に開始される。選択肢として、薬理学的処置は、内皮細胞の増殖に関係なく、移植時に開始される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、強化されたステント装置は、所定の処置スケジュールに従って医薬品を徐放するように適合および構築される。選択肢として、所定の処置スケジュールは、所定の破壊速度を有するコーティングを利用することにより、予想されるおよび／または実際の内皮細胞増殖速度に対応する。選択肢として、医薬品の放出は生体内の場所での時間によって決定される。例えば、内皮細胞の増殖が移植されたステントを完全にカプセル化するのに８時間かかると推定される場合、ステントの多孔質構造に位置する医薬品は、医薬品の非効率的または望ましくない（すなわち、有毒な過剰摂取）使用を防ぐため、放出前に所定の８時間の遅延を有し、および／または低濃度で溶出する。本開示の一実施形態では、内皮細胞が薄い多孔質構造を覆うのに数時間しかかからないため、時間放出遅延は適合するよう適応される。これは、多孔質構造１０４を、所定の期間薬物の拡散を阻害する「拡散バリア」層でコーティングすることによって達成することができる。選択肢として、これは、制御された分解性マトリックスを使用することによって達成することができる。選択肢として、医薬放出は、多孔質構造および／またはステントの周囲および／またはそれらを介した内皮細胞の部分的増殖だけの後に起こる。選択肢として、医薬品は、体腔への挿入および／または移植の直後に溶出し始める。選択肢として、薬物療法にとって、多孔質構造１０４が粘液などの任意の生物学的被覆を有することで十分である。本開示のいくつかの実施形態では、遅延は、多孔質構造１０４を横断して拡大すると期待される材料に従って決定される。

本開示の例示的な実施形態では、医薬品の時限放出は、複数の生分解性／吸収性層の多孔質構造１０４および／または支持要素１０２をコーティングおよび／または構築することによって達成される。異なる性能特性（例えば、異なる医薬品、異なる分解時間、体腔への粘着性、表面処理の変更（例えば、内腔に非粘着性にするための処理））を提供する層を使用することによって、強化されたステント装置１００は、特定の処置スケジュールを実行するように調整することができる。たとえば、レイヤー＃１（外層）には２時間で分解する材料が含まれ、レイヤー＃２（内層）には患者に溶出し、１０時間で分解する医薬品が含まれ、レイヤー＃３（内層）には６時間で分解する、患者への溶出用の別の医薬品が含まれ、以下同様である。当然、患者に望まれる処置に応じて、層および／またはそれらの層の性能特性は、所望の処置を提供するために変更される。上記のように、生分解性層は最も外側の位置に配置でき、予想される内皮細胞の増殖に合わせて時間調整されることに留意されたい。そのような実施形態では、最外層の分解は、強化されたステント装置１００の内皮細胞層の横断増殖の完了とほぼ同時に完了し、薬剤が強化されたステント装置１００の第２の層から内皮組織に直接溶出することを可能にする。

本開示の例示的な実施形態では、支持要素１０２は医薬品を溶出するが、処置は、支持要素１０２上での内皮細胞増殖を促進する多孔質構造１０４によって支援される。選択肢として、支持要素１０２上に位置する医薬品は、内皮細胞の増殖を可能にするためにゆっくりと溶出する。本開示のいくつかの実施形態では、溶出速度は、局所濃度および周囲の体組織を通る医薬品の予想される拡散速度に依存する。

本開示のいくつかの実施形態では、内皮細胞の横断増殖を促進するように設計された第１の薬剤が溶出され、続いて患者の病気を処置するように設計された第２の薬剤が溶出される。

本開示のいくつかの実施形態では、少なくとも多孔質構造１０４は、多孔質構造１０４内の医薬品に対して不浸透性である接着剤を使用して内腔に取り付けられる。しかしながら、時限放出は、内皮層が多孔質構造１０４を超えて増殖することを可能にすることによって達成され、それにより医薬品が接着剤の近位ではない内皮層に溶出する。選択肢として、接着剤は生分解性および／または生体吸収性であり、単に溶出を遅らせるだけである。

（血液脳関門（ＢＢＢ）療法）
ＢＢＢは、適切な機能のために必要な栄養素を脳に供給しながら、血流中の有害物質から脳を保護する毛細血管内皮細胞の特殊なシステムである。細胞を超えて／細胞間で物質の比較的自由な交換を可能にする末梢毛細血管とは異なり、ＢＢＢは物理的（タイトジャンクション）と代謝（酵素）の両方の障壁を介して脳への輸送を厳密に制限する。したがって、ＢＢＢは、処置薬の脳への浸透を決定する際の律速要因となることがよくある。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、薬剤溶出多孔質構造を使用して、ＢＢＢを介した処置が可能になる。本明細書に記載されるように、薬物療法は、移植された薬剤溶出ステントを通るおよび／またはその周囲の内皮細胞の増殖によってしばしば強化される。脳動脈における多孔質構造１０４の使用は、内皮細胞が多孔質構造１０４上で増殖することを可能にし、したがって、多孔質構造１０４を動脈組織に埋め込む。前の内皮細胞層が体に吸収された後の最終結果は、脳処置用医薬品を含む多孔質構造１０４がその内皮層の反対側にあり、したがってＢＢＢの反対側にあり、多孔質構造１０４と脳組織との間の重大な障害がない。さらに、多孔質構造１０４のいくつかの例示的な実施形態は、脳に見られる狭い内腔で使用されるように適切なサイズにされている。ＢＢＢを介した処置において多孔質構造１０４と共に使用するのに適した医薬品の例には、ゲムシタビン（Ｇｅｍｚａｒ（登録商標））、およびエンザスタミン、ドーパミンおよびドーパミン誘導体、ならびに抗癌剤が含まれる。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、ＢＢＢを介した物質の伝達に対する抵抗を低下させるために抗ＢＢＢ材料を溶出する。

（小さな内腔の薬物処置）
現在、小さな冠状動脈または脳動脈などの小さな内腔は、バルーンタイプのカテーテルでのみ処置されている。これらの処置は短期間のものであり、時には望まれるように、内腔に薬剤処置を施すのには役立たない。従来のステント術は、これらの動脈の小さなスペースにステントをナビゲートすることが難しいため、少なくとも実行されることはあまりない。本開示の例示的な実施形態では、直径２ｍｍ未満の内腔は、少なくとも薬剤溶出多孔質構造１０４、および選択肢として支持要素を使用して薬剤で処置される。選択肢として、支持要素はステントである。選択肢として、支持要素は、多孔質構造１０４が配置されるバルーンである。本開示の例示的な実施形態では、バルーン型カテーテルを使用して、多孔質構造１０４を小さな内腔に挿入する。バルーンは、多孔質構造１０４の膨張を引き起こし、多孔質構造１０４と処置される内腔壁との間の接触を引き起こすように拡張される。本開示の一実施形態では、多孔質構造１０４は、少なくとも部分的に内腔壁に付着する。選択肢として、生体適合性接着剤を使用して、多孔質構造１０４を内腔壁に接着する。本開示のいくつかの好ましい実施形態では、多孔質構造１０４は自己拡張可能である。

本開示のいくつかの実施形態では、小さな内腔は長期間処置されるが、これは現在実施されていない。例えば、強化されたステント装置１００の少なくとも多孔質構造を移植することによって、処置は、数ヶ月のオーダー（例えば、１ヶ月以上）続くことができる。選択肢として、処置は数週間のオーダーで持続することができる（例えば、１週間以上）。

（処置法の例）
本開示の例示的な実施形態では、強化されたステント装置１００は、血管などの体腔を処置、拡張、薬物投与、および／または支持するために使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、強化されたステント装置１００は、頸動脈の障害の処置に使用される。本開示のいくつかの実施形態では、強化されたステント装置１００は、冠状動脈の障害の処置に使用される。上記のように、処置はＢＢＢを介して行うことができる。ステント装置１００は、自己拡張型ステントであり得るか、または他の任意の拡張方法を使用することができる。一般に、支持要素１０２および／または多孔質構造１０４は自己拡張可能である。選択肢として、例えば本明細書に記載されるように、医薬品を使用して、体腔を介して患者を処置する。本開示のいくつかの実施形態では、強化されたステント装置１００は、例えば脳における動脈瘤（以下に記載される）の処置のために使用される。本開示のいくつかの実施形態では、強化されたステント装置１００は、不安定プラークの予防的処置のために使用される。

動作中、強化されたステント装置１００は、図３に示されるように、体腔４００内の領域にナビゲートされ、当技術分野で知られている技術を使用して、強化されたステント装置１００が据え付けられる。選択肢として、強化されたステント装置１００は、当技術分野で知られている自己拡張可能な技術を使用して、体腔４００内で拡張することができる。選択肢として、支持要素１０２および／または多孔質構造１０４は、患者の自然な体温に曝されると、処置を与えるのに適切な場所での配置の後のある時点で、体腔４００内で拡張した形状をとる、感熱性の形状記憶合金で構成される。あるいは、超弾性または弾性リリースが、処置領域にステントを配置するために使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、バルーンを使用して、処置領域に強化されたステント装置１００を移植する前に、処置領域で体腔４００を（１．事前拡張、 ２．ステント装置１００を挿入）手順の少なくとも２段階で事前拡張する。選択肢として、多孔質構造１０４のみが移植され、強化されたステント装置１００全体は移植されない。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、バルーンを使用して、処置領域に強化されたステント装置１００を移植した後、処置領域で体腔４００を少なくとも２ステップ（１．ステント装置１００の挿入、２．後拡張）手順において後に拡張する。この種の手順は、インプラント装置１００が頸動脈用途などの自己拡張型ステントである場合に一般的に使用される。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造メッシュは、それが内腔内の処置部位に到達するまで一時的に多孔質構造の剛性を改善する材料で満たされている。本開示のいくつかの実施形態では、材料は、酵素などの体内に天然に存在する物質によって溶解される。選択肢として、溶解は、内皮細胞層による多孔質構造１０４の予想される横断増殖に合わせて調整される。選択肢として、材料はフィブロガンである。選択肢として、材料は、アルブミンフィブロガンヘロン酸ラミニンである。

（挿入および／または展開時の塞栓性シャワーの処置例）
ステント処置において、処置領域の下流にステント処置中にのみ配置される塞栓シャワー保護装置を使用することは一般的であり、保護装置は、ステント中に血管壁から落下するデブリを捕捉するという考えである。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４を備えた強化されたステント装置１００の使用は、塞栓シャワー保護装置の必要性を排除する。多孔質構造１０４の小さな開口サイズは、多孔質構造１０４と内腔壁４０４との間でステント処置中および／または後に除去される特定のサイズの動脈壁プラーク４０２および他のデブリを捕捉するように設計される。本開示の例示的な実施形態では、直径の開口部のサイズよりも大きいデブリがこの方法で血流に入るのを防ぐ。

従来の塞栓性シャワー保護装置の代わりに移植された多孔質構造１０４を使用することの追加の利点は、それが処置後も所定の位置に留まるということである。すなわち、ステントが行われた後のある時点で除去されるデブリは、依然として多孔質構造１０４によって捕捉される。これは、ステント手順の終了時に除去される、従来使用されている塞栓シャワー保護装置に対する改善である。選択肢として、強化されたステント装置１００は、ステント手順中の安心として塞栓シャワー保護装置と共に使用される。選択肢として、多孔質構造１０４は、特定のタイプまたは複数のタイプのデブリを濾過し、一方、支持要素１０２は、別のタイプまたは複数のタイプを濾過する。

本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の開口サイズは、そこを通る血液の通過を可能にするように設計および構築されていることにさらに留意されたい。これにより、赤血球などの重要な血液成分が分岐血管を通過するのが妨害される分岐血管の「投獄」（ｊａｉｌｉｎｇ）が防止される。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４の開口サイズは、赤血球の平均サイズ、または約７ミクロンよりも大きく、重大な溶血を引き起こすリスクなしに赤血球のスループットを可能にする。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、おおよその開口部直径は２０ミクロンより大きい。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、おおよその開口直径は１００ミクロンよりも小さく、したがって、大きなデブリ（＞ １００ミクロン）を所定の位置に保持しながら血液が流れることを可能にする。

頸動脈ステント術は、ステント術中にデブリが移動するリスクが高いため、現在ほとんど実施されていない。次に、この移動したデブリは脳に移動し、そこで患者に重傷を負わせることがよくある。移動したデブリのこの問題と戦うために、多孔質構造１０４を含む強化されたステント装置１００が、本開示のいくつかの例示的な実施形態において頸動脈におけるステントのために使用される。

（動脈瘤の処置例）
図１９Ａを参照すると、体腔２００４から広がる典型的な動脈瘤ボリューム２００２が示されている。図１９Ｂは、コイル塞栓術と呼ばれる動脈瘤を処置する現在の方法を示している。コイル塞栓術は、特に脳動脈瘤の処置に適応される。脳動脈瘤のコイル塞栓術は、鼠径部を通してカテーテルを挿入し、脳動脈を通して小さなマイクロカテーテルを動脈瘤自体に誘導することを伴う。次に、コイル２００６が動脈瘤内に展開され、動脈瘤を内部から満たし、したがって動脈瘤ボリューム内の血流を妨害する。動脈瘤ボリューム２００２に閉じ込められ、最終的にはより強固な構造になる、血栓の生成につながるこの効果は、動脈瘤の破裂のリスクを軽減する。いくつかの処置では、コイル２００６が動脈瘤ボリューム２００２から血流に落ちるのを防ぐために、ステント２００８も使用される。しかしながら、場合によっては、コイル２００６の一部がステント２００８を通って突出し、したがって内腔２００４内の血流に晒される。さらに、コイル２００６を動脈瘤ボリューム２００２に安全に挿入することは複雑な手順である可能性がある。さらに、生成された血栓は、ステントストラットを通って血管内腔に成長し、完全に閉塞するまでそれを狭くさせる可能性がある。

図１９Ｃを参照すると、強化されたステント装置１００上に配置された多孔質構造１０４を使用して、コイル２００６が内腔２００４に突出するのを防ぎながら動脈瘤を処置する本開示の実施形態が示される。選択肢として、脳動脈瘤はこの方法によって処置される。本開示の一実施形態によれば、多孔質構造１０４は、コイル２００６が内腔２００４内に突出するのを防ぐのに十分に小さい開口サイズを有するように適合されている。選択肢として、コイル２００６の少なくとも一部が内腔２００４に突出するのを防ぐために、複数の多孔質構造が少なくともわずかに位相がずれて使用される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、コイル２００６は（多孔質構造１０４とは別個の）多孔質構造で覆われ、それにより、血液が付着するためのより多くの表面積を生成し、動脈瘤ボリューム２００２内の血栓の作成を促進する。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、エレクトロスピニング技術を使用して製造される。

本開示の例示的な実施形態では、強化されたステント装置１００を使用して、コイル２００６を必要とせずに動脈瘤を処置する。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、動脈瘤ボリューム２００２への血流を制限するように適合される。動脈瘤ボリューム２００２に閉じ込められた血液を凝固させ、やがて固化させて固い組織構造を作成し、血流の増加の結果として動脈瘤が破裂または拡張する可能性を減らす。例えば、多孔質構造１０４の開口サイズは、小さいか、または広く離れていてもよい。選択肢として、複数の「位相がずれた」多孔質構造を一緒に使用して、動脈瘤ボリューム２００２への血流を制限する。選択肢として、多孔質構造１０４は、２０ミクロン未満の開口を有する。コイル２００６の必要性を排除することは、手順をより速く、より安全にし、そして手順を実行するために使用することができる送達カテーテルを単純にするので、有利である。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２よりも短い。動脈瘤のみが処置され、内腔の健康な部分は処置されないように、より短い多孔質構造１０４が選択肢として使用される。選択肢として、より短い多孔質構造１０４を使用して、分岐血管への血流を制限することを回避する。選択肢として、多孔質構造１０４は、それを通る流れを制限するために動脈瘤側に小さな開口サイズを有し、一方、反対側は、分岐血管への血流を制限することを回避するために大きな開口を有する。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、内腔内の所定の位置にそれ自体を保持するのに十分な半径方向力を有する、ニチノールなどの自己拡張材料を含む。選択肢として、支持要素１０２は全く使用されず、多孔質構造１０４は動脈瘤に必要な処置を提供する。選択肢として、多孔質構造１０４によって加えられる半径方向の圧力は、約１気圧に相当する。選択肢として、動脈瘤処置の開口径は３０ミクロン未満である。

本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４はまた、血栓および／または他の塞栓症を引き起こすデブリが動脈瘤ボリューム２００２から内腔２００４に入るのを防ぐ。

（不安定プラークの処置例）
不安定プラーク領域の識別は、それらが患者に問題を引き起こす前に、これらの領域の予防的処置を可能にする。本開示の一実施形態では、強化されたステント装置１００を使用して、将来、患者にとって問題のある状態を引き起こすと予想される内腔領域を先制的に処置する。たとえば、プラークは血管内に蓄積することが多く、場合によっては、塊で壊れたり、部分的に裂けたりして、血栓症を引き起こす。プラークまたは血栓症の下流の動きは、患者の心臓発作、脳卒中または他の病気の潜在的な原因である。本開示のいくつかの実施形態では、少なくとも多孔質構造１０４を含む強化されたステント装置が、内腔内の潜在的に問題のある位置に埋め込まれ、プラークが破裂するのを防ぎ、したがって血流に入るのを防ぐ。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、本明細書に記載されているものなど、内腔に影響を与える状態を処置するために使用される少なくとも１つの医薬品を溶出する。本開示のいくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は、自己拡張可能なステントとしてのニチノールでできており、支持要素１０２なしで、それ自体を所定の位置に保持するのに十分な半径方向力を有する。

（移植方法の例）
本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、支持要素１０２とは別に、または支持要素１０２なしで、内腔に移植するためにカテーテル上に配置される。カテーテルによる処置は、時間の経過とともに内腔に処置を施すように適合され、そして構築された多孔質構造１０４を移植するためにカテーテルを使用することによって提供される。選択肢として、医薬品または他の処置薬は、本明細書に記載されるような多孔質構造１０４内に埋め込まれる。本開示の例示的な実施形態では、位置決めは、中心軸１０６に沿って多孔質構造１０４の内部を通過して少なくとも部分的にカテーテルを挿入することを伴う。内腔内の処置部位への多孔質構造１０４の送達中に、送達中におけるカテーテルへの多孔性構造１０４の固定と、処置部位での多孔性構造１０４の移植および内腔内の多孔性構造１０４をそのまま残しながらカテーテルを引き抜くのを妨げるほど確実でない固定と、の間で選択肢としてバランスが取られる。例えば、多孔質構造１０４は、選択肢として、ロックタイト瞬間接着剤番号４０３４０、４０８４０、４６０４０または３４１１－ＵＶ硬化性などの接着剤を使用して、選択された点でカテーテルに接着される。接着剤は、付着した多孔質構造１０４が送達中にカテーテルから滑り落ちるのを防ぐのに十分な強さであるが、自己拡張または他の拡張時に、多孔質構造１０４とカテーテルとの間の結合が切断され、多孔質構造１０４の内腔内の処置部位における移植が可能になる。本開示のいくつかの実施形態では、送達は６時間以下続く。選択肢として、送達は３時間以下続く。選択肢として、送達は１時間以下続く。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、カテーテルは、多孔質構造１０４がカテーテルに固定されたままになるのを防ぐのを助けるために、パリレンｃ 、シリコンコーティングおよび／またはテフロン（登録商標）コーティングなどの粘着防止剤で処置部位での展開後、処理される。選択肢として、薄いフィルムがカテーテル上にコーティングされ、送達中に多孔質構造１０４をカテーテルに固定するが、およその時間の経過で溶解し、多孔質構造１０４をカテーテルから除去することを可能にする。選択肢として、薄膜は、アルブミンフィブロガンヘロン酸ラミニンを含む。選択肢として、薄膜層は最大２～３ミクロンの厚さである。あるいは、薄膜層の厚さは０．１ミクロンである。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４のメッシュ様構造は、フィブロガン、フィブリノーゲンおよび／またはヒアルロン酸および／またはラミニンなどのゲルタイプの材料で充填および／またはカプセル化される。ゲル材料は、送達のために多孔質構造１０４を硬化させるが、内腔内条件に長時間さらされると、ゲルは溶解し、一定期間、例えば、数時間または数日後に多孔質構造１０４のみを残す。

本開示の一実施形態では、圧力の特定の閾値（例えば、１気圧～２０気圧）に敏感な接着剤が多孔質構造１０４上に配置され、それにより多孔質構造１０４が存在し、圧迫されたときに多孔質構造１０４は内腔に接着する。本開示の例示的な実施形態では、多孔質構造１０４が感圧接着剤でコーティングされる場合、多孔質構造１０４は、多孔質構造１０４の内腔側のみがコーティングされる。選択肢として、多孔質構造１０４は、体組織に対して高い親和性を有するが、送達カテーテルなどの他の物質への付着に対する親和性は限られている、選択的接着材料、例えばフィブリンシーラント、生物学的接着剤、コラーゲン、ヒドロゲル、親水コロイド、またはアルギレートコラーゲン、で被覆される。

選択肢として、多孔質構造１０４は、接着剤の助けを借りて、内腔の内面に少なくとも一時的に固定される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、血管の内面に面する多孔質構造１０４の外面に配置された少なくとも１つのバーブまたはピンを使用して少なくとも一時的に取り付けられる。選択肢として、接着剤は、内腔に挿入する前に、多孔質構造１０４の外面に塗布される。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４が内腔内の処置部位に配置されると、支持要素１０２が、多孔質構造１０４の同じ部位の内腔の内面に関して内部に埋め込まれ、それにより支持要素１０２と内腔との間に多孔質構造１０４を挟む。

本開示のいくつかの例示的な実施形態では、多孔質構造１０４は、血管壁に機械的支持を提供する。選択肢として、多孔質構造１０４支持は、支持要素１０２によって提供される支持に追加される。あるいは、多孔質構造支持体１０４は、支持体要素１０２によって提供される支持体の代わりである。本開示のいくつかの例示的な実施形態では、支持体要素１０２は、多孔質構造１０４を支持しながら、血管壁に支持を提供しないか、または最小限の支持を提供する。選択肢として、多孔質構造１０４は、血管に薬理学的処置を提供する一方で、血管に全くまたは最小限の支持を提供する。選択肢として、多孔質構造１０４が支持要素１０２と共に埋め込まれるが、支持要素１０２はその場で分解し、多孔質構造１０４を残す。選択肢として、多孔質構造１０４は、支持構造１０２が大きな断片にバラバラになるのを防ぎ、特定のしきい値サイズ未満、たとえば直径２０ミクロン未満の場合のみ支持構造１０２の断片の解放を可能にする。選択肢として、多孔質構造１０４が支持要素１０２と共に埋め込まれるが、多孔質構造１０４はその場で分解し、支持要素１０２を残す。この最後の構成は、多孔質構造１０４が医薬品を含むポリマーでできている場合に示されることがある。一定期間後にポリマーと医薬品を排除することは、ポリマーと医薬品の存在に関連する血栓症などの長期的な副作用の可能性を低減するため、利点がある。

ジャケットの有無にかかわらず、ステント組立体は、とりわけ、狭窄性冠状動脈、狭窄性頸動脈および狭窄性器官血管系を含む様々な血管組織において血管内腔を開くのに使用される。

（従来技術の半径方向力とステント径の妥協）
上記のように、自己拡張型ステントは、一般に、半径方向へのステント組立体のばねのような動きをもたらすパターンで切断された管状形状を有する。これらのステントは、小さな直径にクリンプすることによって送達システムに事前に装填され、その後、手順中にステントが展開され、血管の直径まで徐々に拡張する。ステントは、ステントの形状に基づいて足場として機能し、ステントによって血管壁に加えられる半径方向力は、半径方向力（ＲＦ）と見なされる。

図２０は、捲縮およびその後の展開（例えば、ステント直径の変化）による従来のステントの反力の図解２０５０を含む。一般に、線２０５２は、４～１２面の多角形の空洞内でステントを特定の直径に捲縮するのに必要な等価線形力の量を表し、線２０５４は、ステントの直径が増加する間にステントによって血管壁に加えられる力の量を表す。

一般に、ライン２０５４は、拡張中に第１のゾーン２０５６および第２のゾーン２０５８を通過する。第１のゾーン２０５６は、半径方向力ゾーンであり、ステントおよび関連するステントジャケットなどの他のステント組立体構成要素の最小の決定されたサイズ（ラジアル膨張）まで高い半径方向力を提供する。ゾーン２０５６は、病変部位の拡張を開始するか、さもなければ損傷した体腔の部分に接触するように設計されている。ゾーン２０５６は、比較的高い半径方向力での０から５ｍｍまでのステントの開口部に対応する。第２のゾーン２０５８は、比較的低い半径方向力で最大１１ｍｍの直径を達成する適合性ゾーンである。一般に、従来のステントは、０から５ｍｍまで半径方向力が高く、次に約６ｍｍから１１ｍｍまで半径方向力が低い。従来のステントは、ゾーン２０５８を横切って半径方向力が非常に大きく変化する。したがって、直径５ｍｍの半径方向力は、９．５ｍｍの半径方向力よりもはるかに大きい。したがって、従来のステントは、損傷を与える可能性のある最大半径方向力を回避しながら、標的標準部位の直径に比例する足場をカバーするように設計されているため、通常、広範囲の血管壁サイズ（すなわち、血管直径）をカバーしない。例えば、第２のゾーン２０５８が５．５ｍｍから９ｍｍの間の直径を含む場合（例えば、初期直径から１６３％の変化）、半径方向力の減少は５０％より大きく、そして非常に大きいので、設計された拡張ステント直径が血管の直径と比較して＋／－１～２ ｍｍの場合、不適切な半径方向力が血管の壁に加えられる。そのため、そして適切な半径方向力が血管壁に確実に適用されるようにするために、医師は通常血管壁から１～２ｍｍ以内のステントのサイズを選択する必要がある。言い換えれば、従来のステントでは、ステントは、血管径の非常に小さなウィンドウ内で許容できるように設計された拡張ステント径を有する。いくつかの用途では、ステントされる血管の部分は、その部分の長さに沿って様々な直径を有し、５ｍｍ以上の差がある。異なる患者間の血管は５ｍｍ以上の差があり、および／または１人の患者内の血管は５ｍｍ以上の差がある場合がある。したがって、ステントされる血管サイズおよび血管直径は多種多様であり、用途ごとに異なるステントサイズが必要になると予想される。多くの場合、医師はステントのサイズを誤って選択し、サイズが小さすぎたり大きすぎたりする状況につながる可能性がある。サイズが小さすぎると、ステントが移動したり、ステントが完全に並置されなかったりして、血栓症やステントの端を移動するリスクが高まります。サイズを大きくしすぎると、壁にストレスがかかり、再狭窄または穿孔が発生する可能性がある。したがって、オーバーサイジングおよびアンダーサイジングは望ましくなく、本明細書に記載のステント装置、方法、およびキットは、これらの望ましくない結果および関連するリスクおよびコストを回避する。

（ステント装置１００の一実施形態を使用した様々な血管直径のステントの例）
図２１は、捲縮およびその後の展開（例えば、ステント直径の変化）によるステント装置１００の一実施形態の反力のグラフ２０６０を含む。ステント装置１００の一実施形態は、直径２０μｍのＰＥＴの一本鎖から織られた外側多孔質構造１０４を備えた連続セルニチノールステントを含む。グラフ２０６０は、線２０５２および２０５４ならびに第２のゾーン２０５８を含む。図２２は、ステント装置１００の一実施形態の拡張中の慢性外向き力を詳述する表２０６２を含む。試験されたステント装置１００の一実施形態について、半径方向力は、セグメント化ヘッド半径方向力の試験装置（ブロックワイズエンジニアリング（Ｂｌｏｃｋｗｉｓｅ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ）ＬＣＣ、テンペ、アリゾナ、米国）を用いて決定された。ステント装置１００の一実施形態は、５ｍｍの開始直径で試験装置に直接放出された。テストは、体温を概算するために３７±２°Ｃの温度で実施された。次に、試験ステント組立体装置の直径を、慢性的な外向きを表す半径方向力を絶えず測定しながら、０．２ｍｍ／秒の速度で直径１１ｍｍまで増加させ（ステント装置１００の一実施形態の完全な拡張）。その後、ステント装置１００の一実施形態の半径方向抵抗力を表す半径方向力を絶えず測定しながら、試験装置の直径を５ｍｍまで減少させた。すべての半径方向力の値はステント装置１００の一実施形態の長さによって正規化された。最小許容直径（すなわち５．５ｍｍ）での半径方向力を１００％と定義すると、最大許容直径（すなわち９ｍｍ）での半径方向力は最大半径方向力の５９％であった。圧縮中の半径方向の抵抗力は、慢性的な外向きの力の約２倍であり、テストした直径範囲で同様の進行が見られた。いくつかの実施形態では、慢性的半径方向力は、例えば、ステント装置１００の耐用年数または設計寿命に亘ってなど、長期間にわたってステント装置１００により血管壁に加えられる半径方向力である。

見られるように、ステント装置１００の一実施形態の直径は、０．３３０Ｎ／ｍｍの外向きの力での５．５ｍｍから０．１９５Ｎ／ｍｍの外向きの力での９ｍｍに増加し、外向きの力が４１％減少するだけで直径が１６３％増加する。別の言い方をすれば、第２の拡張直径が第１の拡張直径よりも小さい場合、ステント装置の第１の拡張直径と第２の異なる拡張直径との間の比は、約１．６５未満であり、約１より大きく、第２の半径方向力は第１の半径方向力の約１７０％以内である。外向きの力の一般に小さな減少を伴うこの広い範囲の直径は、血管の隣接する健康なセグメントに最小の残留半径方向力を印加しながら、病変セグメントの拡張をもたらす。動脈瘤を処置するために使用される場合、ステント装置１００は、例えば約５．５ｍｍから約９ｍｍの間の範囲などの内腔直径の範囲内の任意の内腔直径について、許容可能な残留半径方向力を内腔の壁に加える。動脈瘤処置に関連するサイズは、多くの場合、インデックス動脈のサイズによって異なる。ステント装置１００は、第１の拡張直径から第２の拡張直径までを含む範囲内のすべての直径に適切な慢性的半径方向力を提供するように構成される。これにより、血管のステント部分および隣接部分への永続的な外傷が回避される。すなわち、ステント装置１００は、病変をその元の直径またはベース基準直径に開き、崩壊に抵抗し、内腔壁に過度に力を印加することなく、標的病変／基準部位を安全にカバーする。さらに、ステント装置１００は、いかなる領域にも外傷を引き起こすことなく、短距離にわたって様々な血管直径に適合する。したがって、ステント装置１００は、約５．５ｍｍから約９ｍｍを含む直径の範囲内の任意の直径に拡張するように構成される。

いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、様々な身体の適応症で使用するように構成される。例えば、ステント装置１００は、動脈、静脈、気管支内腔、胆管内腔、肝臓内腔、任意の消化器関連内腔、耳鼻咽喉科関連内腔などを含む体内腔用に構成およびサイズ設定される。一般に、ステント装置１００は、変量の最終標準法線直径またはベース標準直径において同様の半径方向力（例えば、５０％未満の減少）を提供する。ステント装置１００が使用するように構成されている領域の例、関連する最小および最大参照直径、関連する最小および最大直径の増加率、および関連する半径方向力の減少率を以下の表２に示す（網羅的なリストではない）：

例示的な実施形態では、図２３に示されるように、ステントの方法２０７０は、ステップ２０７２でステント装置１００が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップを含む。推定された体腔直径に基づいて、ステップ２０７４で血管の部分に配置されるステント組立体の標的拡張ステント直径を決定する。ステップ２０７６で体腔の一部をステントするためのステント装置１００を選択する。ステップ２０７８で、体腔の部分にステント組立体１００を移植する。

ステップ２０７２でステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径が推定される。多くの場合、医師は画像技術を使用して、ステントが必要な体腔の部分の推定体腔直径を決定する。いくつかの実施形態では、ステントされる体腔の部分は、一般的に一貫した血管直径を有するか、または理想的には持つべきである（例えば、直径の１０％以内の変動）。しかしながら、他の実施形態では、体腔の部分は、様々な体腔直径を有するか、または有するべきであり、これは、場合によっては、最大５ｍｍの変動または直径の約１６０％の変動であり得る。したがって、いくつかの実施形態では、複数の体腔直径が、ステップ２０７２の間に推定される。図２４に示されるように、血管２０８２の一部の２８０ａおよび２８０ｂなどの複数の体腔直径は、ステップ２０７２で推定される。いくつかの実施形態では、血管直径２８０ａは体腔２０８２の第１の部分に関連し、一方で血管直径２８０ｂは体腔２０８２の第２の部分に関連する。いくつかの実施形態では、病変２０８４は、体腔直径の狭小化を引き起こす。いくつかの実施形態では、上記のように、直径２８０ａおよび２８０ｂは異なり、他の実施形態では、直径２８０ａおよび２８０ｂは概して同じである。一般に、直径２０８０ａおよび２０８０ｂは、ステントされる領域に関連するベース基準直径である。これは、例えば病変のために内腔が何らかの方法で制限されている場合に、いくつかの内腔直径がより小さく見える可能性があるという誤った測定を回避する。いくつかの実施形態では、直径２８０ａは、第１の方向で病変２０８４から離間され、直径２０８０ｂは、第１の方向と反対の第２の方向で病変２０８４から離間される。

ステップ２０７４において、ステント装置１００の標的拡張ステント直径は、推定された体腔直径に基づいて決定される。一般に、ステント装置１００の標的拡張ステント直径は、体腔の影響を受けていない領域と一致する。すなわち、標的拡張ステント直径は、病変２０８４に隣接する位置での血管の直径であるか、または直径２８０ａおよび２８０ｂである。いくつかの実施形態では、ステント組立体の拡張された直径は一般に一貫している。しかしながら、いくつかの実施形態では、図２４に示されるように、複数のターゲット拡張ステント直径がある。

ステップ２０７６でステント装置１００は、体腔２０８２の部分をステントするために選択される。いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、標的拡張ステント直径が一般に一貫しているかどうか、または拡張された直径の範囲にわたって複数の標的拡張ステント直径が存在するかどうかに関係なく選択される。さらに、ステント装置１００は、標的拡張ステント直径が約５ｍｍから約１０ｍｍの範囲内の任意の直径である場合に選択される。いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、標的拡張ステント直径が約５．５ｍｍから約９ｍｍの範囲内の任意の直径である場合に選択される。

ステップ２０７８において、ステント装置１００は、体腔２０８２のその部分に埋め込まれる。図２５に示されるように、ステント組立体は、収縮状態または捲縮状態で体腔２０８２の部分内に配置される（展開ツールは、図２５および２６には示されていない）。血管２０８２のその部分内に配置されると、ステント装置１００は拡張することができる。図２６に示されるように、ステント組立体は、拡張して、病変２０８４の部位で体腔を開く。さらに、ステント装置１００は、体腔の隣接部分に自己調整し、それによりステント装置１００の拡張直径が推定された体腔直径２０８０ａおよび２０８０ｂと同じか、または、実質的に同様である。すなわち、ステント装置１００は、自己調整し、病変２０８４に隣接する体腔部分に適切な半径方向力を提供する。

図２４～２６は、様々な体腔直径を有する体腔内でのステント装置１００の使用を示し、ステント装置１００は、概して一貫した血管直径を有する体内腔内で使用することができる。例えば、ステント装置１００は、約５．５ｍｍの一般的に一貫した直径を有する第１の患者の体腔内で使用することができる。さらに、ステント装置１００と同一のステント装置を、約９ｍｍの一般的に一貫した直径、すなわち実質的に均一な直径を有する第２の患者の体腔内で使用することができる。一実施形態では、実質的に同一のステント組立体は、サイジングにおいて１０％が他のものであり；少なくとも９０％が同じ組成であるステント組立体であり、および／または同一の設計を有するが、製造上の差異および公差のためにわずかな変化があるステント組立体である。ステント装置１００によって加えられる半径方向力は約０．３３Ｎ／ｍｍであり、一方でステント装置１００と同一であるステント装置１００に加えられる半径方向力は約０．１９５Ｎ ／ｍｍである。半径方向力（すなわち、０．３３Ｎ／ｍｍおよび０．１９５Ｎ／ｍｍ）のそれぞれは、体腔壁に適用するための許容可能な半径方向力であるため、ステント装置１００は、約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの任意の直径に拡張するように構成される、１つの寸法で－全てに適合する－ステント組立体である。いくつかの実施形態では、ステント装置１００の構造により、ステント装置１００は、真っ直ぐなステントまたは先細りのステントのいずれかとして機能することができる。すなわち、ステント装置１００の構造は、拡張された直径の所定の先細りのために設計されていないが、しかしその代わりに、ステント装置１００の展開時に、約５．５ｍｍから約９ｍｍの目標範囲内の不均一な直径の体腔に亘ってさえ、体腔の直径に適応する。

病変２０８４が図２４～２６に示されているが、方法２０７０は動脈瘤の処置にも適用可能である。これらの例では、ステントされる体腔の部分には、病変の代わりに動脈瘤が含まれる。本開示のステント組立体は、他の適応症および用途で使用することができる。

さらに、方法２０７０で上記のステント装置１００は、総頸動脈で使用するように設計されており、約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの任意の直径に拡張するが、方法２０７０は、上記の表２で詳述される各領域での使用にも適用可能である。これらの場合、例えば、ステント装置１００が大動脈で使用するように設計およびサイズ設定されている場合、ステント装置１００は、約２０ｍｍから約４４ｍｍまでの任意の直径に拡張し、一方で約２０ｍｍの拡張した直径から約４４ｍｍの拡張した直径の間で慢性的な半径方向力の約５０％未満の減少を有するように構成される。

ステント装置１００および／または方法２０７０は、寸法選択エラーのリスクを低減または排除する。すなわち、総頸動脈用に構成されたステント装置１００は、５．５ｍｍから９ｍｍ、いくつかの場合には５ｍｍから１０ｍｍを含む直径の範囲に拡張するように構成され、ステント組立体のサイズが小さすぎるまたは大きすぎることに関連するエラーが最小化または防止される。同様に、表２に提供されるように、ステント装置１００が大動脈で使用するように構成される場合、ステント装置１００は、約２０ｍｍから約４４ｍｍまでの任意の直径に拡張するように構成されるが、２０ｍｍの拡張直径と４４ｍｍの拡張直径の間で慢性的な半径方向力が約５０％以下減少する。さらに、ステント装置１００および／または方法２０７０は、手元に保管する必要のあるステント組立体の数を減らす。ステント装置１００および／または方法２０７０は、範囲内のすべての直径に対して既知の所定の半径方向力の期待値を保証し、移植の長さにわたって変化する直径へのより良い適応をもたらす。そのため、テーパーステントなど、直径が変化する血管用に特別に構成されたステント組立体を使用する必要がなくなった。その代わりに、ステント装置１００は、様々な直径を有する体腔の部分で使用するために、および一般に一定の直径を有する血管サイズの範囲で使用するために構成される。ステント装置１００は、最大半径方向力および所望のステント直径に基づいて、異なる体腔直径に対してステントを選択するという妥協を排除する。ステント装置１００が自己調整するため、ステント組立体は、体腔壁への損傷を回避または最小化する、最大安全半径方向力を超えない、最小の残留半径方向力で自動的に最適な拡張および並置を得る。

いくつかの実施形態では、直径２０μｍのＰＥＴの一本鎖から織られた外側多孔質構造１０４がステントの外側に配置されると、追加の金属ストラットを必要とせずに足場カバー率が増加する。このインターフェースは、標的病変のカバレッジを増大させ、より少ない移植金属でより多くの柔軟性を可能にする。ニチノールステント上に配置された２０μｍＰＥＴの一本鎖から織られた外側多孔質構造１０４による完全なカバレッジの利点は、特定の領域でオーバーサイズとならず、または実際に幾つかの領域でショートサイズとならずに、同じ部位内のさまざまな直径にわたってカバレッジを与える優れた処置を可能にする。いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、ニッケルチタン合金などの超弾性記憶材料、または例えば、リヤド、サウジアラビアのＳＡＢＩＣによるＭｅｍｏｒｙ Ｕｌｔｅｍ（登録商標）などの超弾性ポリマー、またはコバルトクロムステント、または他のステントから構成されるか、またはそれらを含む。

いくつかの実施形態では、方法２０７０はまた、ステント命令を提供するステップ、および命令に関連してステント装置１００を提供するステップを含む。いくつかの実施形態では、ステント命令ステップは、以下のステップを含む：ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体内腔直径を推定するステップ；推定された体腔直径に基づいて、ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップ；体腔の第１の部分をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、ステント組立体は、約０．２０Ｎ／ｍｍ から約０．３３Ｎ／ｍｍ の半径方向力を加えながら、拡張直径の範囲内で初期直径から拡張直径に拡張するように構成される、ステップ；そして、ステント組立体を体腔の一部に移植するステップ。

いくつかの実施形態では、説明書およびステント装置１００は、キットで提供される。

いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、上記のように、多孔質構造１０４および支持構造１０２を含む。他の実施形態では、多孔質構造１０４は省略され、支持構造１０２は、単一成分のカットステントを含むか、またはそれである。

（ステント装置１００の一実施形態に関する実験データ）
３０人の連続した適格な患者が登録され、１０．５ｍｍの自由直径を有するステント装置１００の一実施形態で処置された。すべての患者は、内頸動脈の高度の狭窄および／または症候性狭窄を有していた。症候性患者の修正ランキンスケールは１．４±０．７であった。主要な選択基準には、高悪性度の狭窄および／または症候性狭窄が含まれていた。介入前１ヶ月以内の頸動脈狭窄の臨床症状；血管径は４．７～９．０ｍｍである。主要な除外基準には、８０％未満の無症候性狭窄；頭蓋内動脈の同時急性閉塞；頭蓋内出血；および以前の同側ステント、が含まれた。患者および病変の特徴は、図２７の表２０９０に記載されている。病変の特徴は、総頸動脈（ＣＣＡ）８．４±０．６ｍｍから内頸動脈（ＩＣＡ）５．８±０．６ｍｍまでの介入直径を示した。２１本の動脈は伸長があり、そのうち６本はひどい屈曲があったが、９本の動脈は比較的まっすぐであった。すべての患者は、介入前に二重超音波（ＤＵＳ）とＣＴまたはＭＲＩを受けた。ステント装置１００の一実施形態のそれぞれは、局所麻酔を使用する経大腿アプローチによって移植された。長い（すなわち、９０ｃｍ）サポートシース（６Ｆ、Ｄｅｓｔｉｎａｔｉｏｎ、Ｔｅｒｕｍｏ Ｅｕｒｏｐｅ、Ｌｅｕｖｅｎ、Ｂｅｌｇｉｕｍ）を総頸動脈に配置した後、遠位塞栓保護装置（Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、Ｎａｔｉｃｋ ＭＡ、ＵＳＡのＦｉｌｔｅｒＷｉｒｅ ＥＺＴＭ）を３０人中１２人（１２／３０）の患者に使用した。一次ステント術は、すべての患者で前拡張なしで実施された。ステント装置１００の一実施形態が、患者に埋め込まれた（１０ｘ４０ｍｍ（ｎ＝２５）および１０ｘ３０ｍｍ（ｎ＝５））。すべての患者は０．５ｍｇのアトロピンＩ．Ｖ（Ｂｒａｕｎ、ドイツ）を投与され、そして後拡張は、５ｘ３０ ｍｍのバルーン（ボストンサイエンティフィック（Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ、米国マサチューセッツ州ネイティックのＳｔｅｒｌｉｎｇ（登録商標）モノレール）を使用して１０気圧で実施した。ステント、拡張後、およびこれに続く頭蓋内デジタルサブトラクション血管造影（ＤＳＡ）による遠位フィルターの除去を含むすべての症例がベースラインで記録された。穿刺部位では、クリップベースの閉鎖装置（米国カリフォルニア州サンタクララのＡｂｂｏｔ ＶａｓｃｕｌａｒのＳｔａｒＣｌｏｓｅ ＳＥ）が使用された。介入後、すべての患者は脳卒中ユニットに紹介され、神経学的モニタリングを受けた。ＤＵＳは、介入後および３０日後に繰り返された。サブグループでは、３０日間の拡散強調磁気共鳴画像法（ＤＷ－ＭＲＩ）が実施された。すべての患者は、介入の前日にアセチルサリチル酸（ＡＳＡ）５００ｍｇとクロピドグレル３００ｍｇ（Ｓａｎｏｆｉ Ａｖｅｎｔｉｓ，ドイツ）を事前に装填された。介入中、活性化凝固時間（ＡＣＴ）に応じて、５，０００～１０，０００ ＩＵのヘパリンが投与された。これは、２５０～３００秒である必要があった。介入から、７５ｍｇ／日のクロピドグレル（Ｓａｎｏｆｉ Ａｖｅｎｔｉｓ，ドイツ）が最低６週間与えられ、ＡＳＡ（１００ｍｇ／日）が恒久的に与えられた。技術的な成功率は１００％であった。いずれの場合も、ステント前の事前拡張は行われなかった。３０例中１２例（１２／３０）で、遠位フィルターが使用された。フィルターを回収した後、デブリは観察されなかった。関連するけいれん、遠位塞栓または解離の症例はなかった。穿刺から血管閉鎖までの処置時間の中央値は３７．４±８．７分であった。介入中のＡＣＴは中央値２６６．３秒であった。死亡または重大な有害事象（ＭＡＥ）の症例はなかった。軽度または重度の脳卒中の発生率は、手順の前後または３０日間のフォローアップ期間中に発生しなかった。新しい神経学的症状を発症した患者はいなかった。死亡または重大な有害事象（ＭＡＥ）の症例はなかった。軽度または重度の脳卒中の発生率は、手順の前後または３０日間のフォローアップ期間中に発生しなかった。新しい神経学的症状を発症した患者はいなかった。修正されたランキンスケールは０であった。ＤＵＳの術後および３０日後、すべてのステントは正規化ドップラー速度で開存した。３０日で、最高収縮期速度（ＰＳＶ）の中央値は７５．８±９．１であった。外頸動脈はすべての患者で開存していた。ＤＷ－ＭＲＩは、３０日後に３０人中１０人（１０／３０）の患者で実施され、新しい同側病変は検出されなかった。

従来のステントによる術後塞栓の高い発生率（例えば、３０日でのＣＡＳの主要な心臓および脳血管の有害事象（ＭＡＣＣＥ）の２／３）は、外頸動脈および分枝血管への灌流を維持しながら、動脈壁に対して潜在的な塞栓を捕捉することにより、術中および遅発性塞栓を防止するように設計されているため、ステント時に恒久的な保護を提供する、多孔質構造１０４を含むステント装置１００の一実施形態の導入を正当化した。

いくつかの実施形態では、多孔質層１０４の小さな孔径は、ＣＡＳ対従来のステントの履歴データの３０日後のＤＷ－ＭＲＩの新しい病変の発生率および体積の有意な減少を伴う神経保護を提供する。

臨床成績に関して、ステント装置１００の一実施形態で処置された５５０人の患者のレビューは、処置後の事象のほぼ排除を伴う３０日後の全体的な合併症率１％を示した。ステント装置１００の一実施形態で処置された１０１人の患者の前向き全紹介研究では、１年間のフォローアップで他の関連する合併症なしに１つの周術期軽度脳卒中のみが見られ、ステント内再狭窄が１例あった。フォローアップでは、３０人の患者に合併症や軽度または重度の脳卒中は観察されなかった。

ステップ差は、中央値で２ｍｍを超えていた。以前のアプローチでは、ブタモデルに埋め込まれたテーパーステント（ＴＳ）は、低い半径方向力が内膜増殖を減少させ、再狭窄を大幅に減少させることを示した。ＴＳは、周術期のイベントで予防することなく、臨床試験であるストレートステントと比較して再狭窄の発生率が低いことを確認した。しかしながら、そして上記のように、ステント装置１００の一実施形態は、テーパーステント組立体の必要性を排除し、そしてそれを上回る。ステント装置１００ステントの一実施形態は、５．５から９．０ｍｍの範囲のほぼ平坦な慢性外向き力プロファイル（すなわち、わずか約４０％の力の低下）で極端な適応性を示す。

連続した患者におけるこの一連の他のルーチンのＣＡＳにおいて、ステント装置１００の一実施形態は、それが血管構造に関して安全に移植され得、５．５～９．０ｍｍまでの範囲のほぼ平坦な慢性外向き力プロファイルを提供できることを実証する。ステント装置１００の一実施形態の使用に関する実験データは、処置後の塞栓イベントの予防を実証している。

いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、慢性半径方向力の範囲内にある慢性半径方向力を維持しながら、最終直径の範囲内にある最終直径に拡張する。いくつかの実施形態では、最終直径の範囲は、約第１の最終直径から、第１の最終直径の２倍のサイズである約第２の最終直径までである。いくつかの実施形態では、それに応じたサイズのステント装置１００を使用すると、最終直径の範囲は、約１０ｍｍから約２０ｍｍである。しかしながら、ここでは、例えば表２にリストされたものなど、他の直径が考慮される。いくつかの実施形態では、慢性半径方向力の範囲は、約第１の慢性半径方向力から、第１の半径方向力のほぼ半分の約第２の慢性半径方向力までである。いくつかの実施形態では、最終的な慢性的な半径方向力は、最終的な直径に反比例する。つまり、最終的な直径が大きくなると、最終的な慢性的な半径方向力は減少する。言い換えると、第２の最終直径は、第１の最終直径の２倍のサイズであり、ステント装置１００は、第２の最終直径に拡張されたときに、第１の慢性半径方向力の約５０％（または少なくとも５０％）を提供する。しかしながら、他の実施形態では、最終直径と最終慢性力との間の逆の関係は必要とされないが、ステント装置１００によって加えられる慢性半径方向力は、最終直径の範囲にわたって５０％を超えて減少しない。いくつかの用途では、慢性的な半径方向力の範囲は、約０．７Ｎ／ｍｍ～約０．３５Ｎ／ｍｍであるが、０．０２Ｎ／ｍｍおよび０．１Ｎ／ｍｍと低くすることができる。

いくつかの実施形態では、そして方法２０７０で使用されるステント装置１００の場合、本明細書に記載の多孔質構造１０４は、ポリマーステントジャケットまたはポリマーグラフトジャケットで置き換えることができる。いくつかの実施形態では、多孔質構造１０４は省略されている。

いくつかの実施形態では、ステント装置１００は、二重処置ステント、生体吸収性血管足場、生体工学的ステント、薬剤溶出ステント、および／またはベアメタルステントである。

（従来技術のステントおよびジャケットの構成）
図３１ａを参照して、ステント装置１００は、ジャケットのない独立型管状ステント２０２、本明細書では裸ステント２０２を含む。裸ステント２０２は、典型的には、大きなメッシュ状の開口２７０を有する金属またはポリマーの管状構造を含む。裸ステント２０２はバルーン２６０を取り囲むように示されている。バルーン２６０が拡張すると、裸ステント２０２が半径方向外側に拡張する。

図３１ｂにおいて、裸のステント２０２は、血管内腔１２５内で半径方向に拡張して、組織の狭窄領域２４０を圧迫し、それにより、狭窄領域２４０を半径方向外向きに押圧しそして亀裂させる。ステント装置１００の展開に続いて、血管内腔１２５が拡張し、内腔１２５を通るより良い循環を可能にする。

しかしながら、裸のステント２０２の展開は、基底膜内膜層１２７への損傷を引き起こし、その結果、瘢痕２４２、プラーク２４４、および開口２７０を通って突出する新しい狭窄病変２４０が形成される。裸のステント２０２の被験者は、血管内腔１２５を遮断する重大な狭窄病変２４０を発症し、再狭窄として知られるものを引き起こす。

再狭窄を防止するために（図３１ｃ）、小さな開口を有する内部または外部ジャケット２０４を備えたステント２０２を含むステント組立体２００が開発されてきた。ステント組立体２００は、圧縮シース１８２から出現するスピンドルホルダー１８０の周りの位置に示され、ステント２０２およびステントジャケット２０４は実質的に管状に整列している。通常、ジャケットはポリマーで形成される。

膨張中、ジャケット２０４は、基底膜内膜層１２７に沿ったプラークから生成された塞栓デブリ１２１が血管内腔１２５に入るのを防ぐ。

図３１ｄにおいて、ステント組立体２００は、血管内腔１２５において半径方向に拡張され、その結果、ジャケット２０４は、狭窄組織２４０を半径方向外向きに押す。ステント組立体２００の展開に続いて、ステントジャケットは、瘢痕２４２、プラーク２４４、および狭窄病変２４０が開口２７０を通って突出するのを実質的に防止する。再狭窄を実質的に防止するにもかかわらず、ステントジャケット２０４は、塞栓３００の形成に関連する独自の一連の問題を生み出す。

上記のように、十分な強度を提供するために、ステントジャケット２０４は、織り交ぜられたニット繊維、および／または化学的または熱処理を受けた繊維から作製され得、これらはすべて、図３２に見られるように、繊維２１０およびジャケット２０４のバルクの太さを増加させる傾向がある。

図３２に見られるように、ステント組立体２００の移植後４８時間以内に、内皮細胞２２０の層がステントジャケット繊維２１０および基底膜内膜層１２７を被覆する。

内皮細胞２２０は、約２０マイクロメートルの直径２２２を有し、基底膜内膜層１２７への付着を維持するが、一般に、ジャケット繊維２１０には実質的に付着しない。

ステントジャケット内の繊維２１０は、典型的には２０マイクロメートルの太さ２１２を有するので、繊維２１０にまたがる内皮細胞２２０は、基底膜内膜層１２７に付着せず、繊維２１０から容易に外れる。

さらに、繊維２１０は、典型的には、２０マイクロメートル未満の距離２１８の間隔で配置され、その結果、２つの繊維２１０の間にまたがる内皮細胞２２０は、２つの隣接する繊維２１０に付着し、それらの間の基底膜内膜層１２７にわずかに付着する；この場合もまた、繊維２１０から容易に外れる細胞２２０が得られる。

基底膜内膜層１２７から分離される単一の内皮細胞２２０は、血小板によって、その周りに凝集する異物として認識されるのに十分な大きさではない。しかしながら、図３３に示されるように、繊維２１０の自然な動きの間に、例えば循環中の血液の規則的な脈動の間に、複数の相互接続された細胞２２０の放出が起こる。

この場合、４つの内皮細胞２２０は、基底膜内膜層１２７からばらばらに壊れており、血管内腔に自由に浮かんでいる。内皮細胞２２０の直径の４から１０倍の間の直径３２０を有する血小板３１０は、少なくとも２つの内皮細胞２２０を含む塊に引き付けられ、内皮細胞２２０は、血小板３１０の優れた魅力的な標的を提供する。

図３４に示されるように、単一の血小板３１０は、除去された内皮細胞２２０に付着している。図３５に示すように、走化性の結果として、追加の血小板３１０が内皮細胞２２０の周りに凝集して塞栓３００を形成する。

上記のように、凝集血小板３１０を含む塞栓３００は、ステントジャケット２０４の移植後いつでも形成され得る健康上の脅威を提示し、ジャケット付きステント２０４の全レシピエントの推定２％が最終的に重要な器官の壊死を発症および／または死亡する。

ステントおよびジャケット組立体２０４（図３３）からの塞栓３００の途方もないそして絶え間ない脅威は、血小板凝集低減ＡＰＩの生涯投与をもたらした。クロピドグレルに関連する多くの生命を脅かす後遺症があり、チクロピジン、カングレロール、ＡＲＭＹＤＡ－２、プラスグレルなど、代替の血小板凝集低減ＡＰＩについて多くの臨床試験が実施されている。

（介入的心臓病学ジャーナル（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ）‘ＴＣＴ年次集会：抗血小板剤’；第１９巻、１９３頁－－２００６年４月）

上記のように、血小板凝集低減ＡＰＩ、本明細書ではクロピドグレルの生涯投与は、集団の多くのセクターに問題を提示する。

例えば、多くのジャケット付きステントの被験者は、クロピドグレルの中止を必要とする反応を発症し、そのような反応には、潰瘍、皮膚発疹、および失神が含まれる。高バルクジャケットステントでは、クロピドグレルの中止により、患者は生命を脅かす塞栓３００を発症するリスクがある。

塞栓３００の危険性に加えて、クロピドグレルの服用およびそれに伴うリスクを中止しなければならないだけでなく、骨髄毒性、後天性血友病およびＴＴＰを含む、生命を脅かす病状を発症する可能性がある患者がいる。

さらに、血小板凝集体減少ＡＰＩに対する無反応、抗トロンビン欠乏症、遺伝性抗トロンビン欠乏症（ＨＤ）、免疫抑制、低ＣＣＲ５デルタ３２ホモ接合性遺伝子型（ＣＣＲ５）、後天性血小板、エイズ、ＨＩＶを含む、クロピドグレルの投与を妨げる可能性のある患者の病状が存在する。

さらに、ジャケット付きステントを受け入れる事実上すべての人に提示されるリスクがある。事実上すべての手術に関連して過度の出血を防ぐために、クロピドグレルの投与は術前と術後の両方でかなりの期間停止しなければならない。その結果、ステントを受け入れ、前立腺切除などの待機的手術の候補となる患者には、クロピドグレルの投与を中止して塞栓による死亡のリスクを冒すか、クロピドグレルを服用して塞栓症のない出血、出血と死のリスクを冒すかのホブソンの選択が提示される。

（最適化されたステント組立体）
「実験データ」のセクションで説明されているように、上記のステントおよびジャケットの特定の構成が利点を提供するように見えることが見出された。これらの構成の特定の機能について説明する。

単繊維ニットは、１９３９年以来パンストに使用されており、強度、弾性品質、および薄さで知られている複数の相互接続されたループを含む。ナイロン素材の縁に沿ったループが１８０度反転してランを形成する可能性があるという問題がなければ、低バルクジャケット６００として単繊維ニット生地が望ましかろう。

図３６は、開口１１０を形成するニット繊維６２０を含むニットステントジャケット６００を示す。繊維６２０の反転を防止するために、エラストマーベルト６４０が、ステントジャケット６００の遠位端の開口１１０を通過する。選択肢として、エラストマーベルト６４０はステントジャケット６００の近位端のループも同様に通過する（図示せず）。

本明細書で使用される場合、「ニット材料」への言及は、とりわけ、モノフィラメントまたはマルチフィラメント繊維のいずれかを含む単一繊維から編まれた材料を含む、編みプロセスによって製造される任意の材料を含む。単一繊維は、とりわけ、ポリエチレン、ポリ塩化ビニル、ポリウレタン、ナイロン、ステンレス鋼、ニチノール、または任意の他の金属を含み得る。

生体安定性ポリマーは、とりわけ、ポリオレフィン、ポリウレタン、フッ素化ポリオレフィン、塩素化ポリオレフィン、ポリアミド、アクリレートポリマー、アクリルアミドポリマー、ビニルポリマー、ポリアセタール、ポリカーボネート、ポリエーテル、芳香族ポリエステル、ポリエーテル（エーテルケト）、ポリスルホン、シリコーンゴム、サーモセット、およびポリエステル（エステルイミド）を含む。

天然ポリマーは、とりわけ、ポリオレフィン、ポリウレタン、マイラー、シリコーン、ポリエステル、およびフッ素化ポリオレフィンを含む。

図３７に示されるように、ニットステントジャケット１０４は、ステントジャケット１０４がステント１０２を覆う小さな総被覆面積を繊維６２０が提供するように、最大化される開口１１０を含む。

本開示のいくつかの実施形態によれば、拡張状態では、開口１１０の面積は、約５０，０００平方マイクロメートルから約７０，０００平方マイクロメートルの間である。代替の実施形態では、開口部１１０は、約４０，０００平方マイクロメートルから約６０，０００平方マイクロメートルの間の面積を有する。他の実施形態では、開口部１１０は、約３０，０００平方マイクロメートルから約５０，０００平方マイクロメートルの間の面積を有する。

小さな総被覆率を示す繊維６２０を有するニットステントジャケット１０４を用いて、圧縮シース例えば、１８２（図３１ｃ）に挿入するためのステント１０２の捲縮は、比較的単純である。

さらに、総被覆率が小さいことにより、捲縮ステント１０２は小さいプロファイルを有することができ、内腔１２５を介した容易な操作性が可能になる。

さらに、繊維６２０の最小の太さを有するニットステントジャケット１０４を用いた場合、ステントジャケット１０４は、送達および拡張中のステントの機械的特性に実質的に最小の影響を与える。

ステント１０２の外側のジャケット１０４の位置は、ステント１０２の拡張中の損傷から基底膜内膜層１２７を保護する。さらに、ステント１０２の外側のジャケット１０４の位置は、図３１ｄに見られる、ステント１０２の拡張中に血管内腔１２５に入るデブリ１２１に対する実質的な保護を提供する。

本開示のいくつかの実施形態によれば、ジャケット１０４の近位部分は、縫製、接着、接着、折り畳み、縫合、リベット留め、および溶接からなる群から選択されるプロセスを使用して、ステント１０２の近位側面に取り付けられる。そのような取り付けは、例えば、ステント１０２が、基底膜内膜層１２７に損傷を与えることなく、ジャケット１０４の膨張係数とは典型的に異なる膨張係数で膨張することを可能にする。

図３７のニットステントジャケット６００の平面図に見られるように、ニットステントジャケット１０４は、関連する自己拡張型ステント１０２の表面積の、例えば、約９％、または約１０％、または約１１％、または約１２％の小さな被覆面積を有する。一般的に被覆面積は１６％未満である。したがって、展開前にステント１０２を捲縮するにもかかわらず、展開前にシース１８２（図３１ｃ）に適合するようにニットジャケット１０４を折り畳む必要はない。それにより、かさばりを減らし、ステント組立体２００の操作性を高める。

自己拡張型ステント上のニットジャケットの上記のパラメータは、約１２．５マイクロメートルの繊維直径を使用して、本開示において容易に達成することができる。

図３８は、開口１１０が約１６０マイクロメートルを超える長手方向の長さ６５０を有するニットジャケット６００の詳細を示す。他の実施形態では、長手方向の長さ６５０は、約１８０マイクロメートルよりも大きい。他の実施形態では、長手方向の長さ６５０は、約２００マイクロメートルよりも大きい。

本開示のいくつかの実施形態によれば、開口部１１０は、約２５０マイクロメートルを超える横方向の長さ６４２を有する。他の実施形態では、横方向の長さ６４２は、約２４０マイクロメートルよりも大きい。他の実施形態では、横方向の長さ６４２は、約２３０マイクロメートルよりも大きい。

長手方向長さ６５０および横方向長さ６４２のうちの短い方が、最小中心寸法６３０（Ｄ）を画定し、それは約２３０マイクロメートルより大きく、好適には２４０マイクロメートルより大きく、さらに好適には２５０マイクロメートルより大きくなければならないことが理解されよう。

図３９は、繊維６２０が、選択肢として約７マイクロメートルから約１８マイクロメートルの範囲の直径６６２を有することを示している。他の実施形態では、直径６６２は、約１０マイクロメートルから約１５マイクロメートルの間の範囲にある。さらに他の実施形態では、直径６６２は、約１１マイクロメートルから約１４マイクロメートルの間の範囲にある。さらに他の実施形態では、直径６６２は、約１２マイクロメートルから約１３マイクロメートルの間の範囲にある。さらに他の実施形態では、直径６６２は、約１２．２５マイクロメートルから約１２．７５マイクロメートルの間の範囲にある。さらに他の実施形態では、直径６６２は約１２．５マイクロメートルである。

ニットジャケット６００の測定値の実質的に固有の利点は、図４０において容易に明らかになる。そこでは、内皮細胞２２０は、繊維６２０の細さのために、基底膜内膜層１２７に対して十分に接着され、安定している。

そのような空間スペースの結果として、典型的な内皮細胞２２０は、内皮細胞２２０がそれらの間の距離に起因して繊維６２０の２つ以上の列に付着するのを妨げられるため、基底膜内膜層１２７と実質的に接触する。

３つの内皮細胞２２０のグループが、ニットステントジャケット６００の一部に付着しているのが見られる。内皮細胞２２０はアメーバのような動きをし、それにより繊維接合部６９２において、内皮細胞２２０が通常、接合部６９２に着地して、そして内皮細胞２２０のかなりの部分が基底膜内膜層１２７と実質的に接触するまで移動する。一つの内皮細胞２２８が基底膜内膜層１２７に適切に固定できない稀なケースでは、その特定の単一細胞２２８は、単独で、血液循環サイクルにおける通常の脈動中の繊維６２０の動きに起因して外れる傾向がありうる。基底膜内膜層１２７との実質的な接触の結果としての隣接する内皮細胞２２０の安定性に起因して、複数の内皮細胞２２０は、単一の細胞２２８と共に移動しないであろう。

示されるように、単一の内皮細胞２２８は、基底膜内膜層１２７から分離している。しかしながら、単一の細胞２２８は、血小板３１０によって付着に値する体として認識されるのに必要な質量を有さない。結果として、血小板３１０の凝集に関連する上記の生命を脅かす塞栓３００の形成はない。

典型的には、内皮細胞２２０の安定性を確保するために、ステントジャケット１００を受け入れている患者は、血小板凝集低減ＡＰＩ、例えば、クロピドグレルを６ヶ月以内、場合によってはそれ以下の間投与される。例えば、患者は、クロピドグレルを５か月以内、４か月以内、３か月以内、２か月以内、または１か月以内投与されうる。

時によって、ステントジャケット１００を受け入れる患者は、血小板凝集低減ＡＰＩを与えられないであろう。それは図３０に示される繊維直径の独特の特性および開口部の最小中心寸法Ｄの利点が、単独でまたは組み合わせて、血小板凝集低減ＡＰＩの必要性を完全に軽減する。したがって、患者が６か月の投与中に待機的手術を受ける予定である場合、血小板凝集を実質的に恐れることなくクロピドグレルを中止することができる。

さらに、６ヶ月の投与期間中に、ステントジャケット６００の被験者が潰瘍、皮膚発疹、失神、骨髄毒性、およびＴＴＰを含む何らかの反応を示した場合、塞栓症の発生を実質的に恐れることなく、クロピドグレルを直ちに中止することができる。

さらに、クロピドグレル投与は、クロピドグレルに対する患者の無反応、アンチトロンビン欠乏症、ＨＤ、免疫抑制、低ＣＣＲ５、後天性血友病、ＡＩＤＳ、およびＨＩＶに直面して中止されるか、または開始されない可能性がある。

（実験データ）
ここで、実験データを示す以下のチャートが参照され、これは、上記の説明とともに、非限定的な方法で本開示を説明する。

ジャケットステント繊維の太さおよび開口の正方形の面積の最適化は、抗凝固剤、例えばクロピドグレルの必要性を低減する。

小さな総被覆面積を維持することは、いくつかの追加の利点を提供する：
１．挿入のためのステントの捲縮は比較的簡単である。
２．捲縮ステントのプロファイルが小さい。
３．ステントジャケットは、送達および拡張中のステントの機械的特性への影響を実質的に最小限に抑える。そして
４．自己拡張型ステントでステントの被覆面積が約９％、または約１０％、または約１１％、または約１２％である場合、ジャケットは捲縮中に折りたたむ必要がない。一般的に、被覆面積は１６％未満である。

以下の表は、ステント上のジャケット被覆率の上記のパラメータが、約１２．５マイクロメートルの繊維直径を使用して、本開示において容易に達成され得るというサポートを提供する：

本明細書で使用される語法および用語は、説明の目的のためであり、限定的であると見なされるべきではないことが理解される。

別段の定義がない限り、本明細書で使用されるすべての技術用語および科学用語は、本開示が属する当業者によって一般に理解されるのと同じ意味を有する。さらに、説明、材料、方法、および例は例示にすぎず、限定することを意図するものではない。本明細書に記載されているものと類似または同等の方法および材料を、本開示の実施または試験に使用することができる。

本明細書で使用される場合、「有する」および「含む」という用語、またはそれらの文法的変形は、記載された特徴、整数、ステップまたは構成要素を指定するものと解釈されるべきであるが、１つまたは複数の追加の特徴、整数、ステップ、要素またはそれらのグループの追加を排除するものではない。この用語は、「から構成される」および「本質的にから構成される」という用語を包含する。

本明細書で使用される場合、「ａ」または「ａｎ」は、「少なくとも１つ」または「１つ以上」を意味する。本明細書における「１つまたは複数」という句の使用は、「ａ」または「ａｎ」のこの意図された意味を変更しない。

この特許の存続期間中に、多くの関連するステントジャケット材料が開発されることが期待され、ステントジャケットという用語の範囲は、そのようなすべての新しい技術を先験的に含むことを意図している。

本明細書で使用される場合、「約」という用語は、該当する場合、所与の数値の±１０％以下を指す。

本開示の追加の目的、利点、および新規の特徴は、限定することを意図されていない以下の実施例を検討することにより、当業者に明らかになるであろう。さらに、上記に描写され、以下の特許請求の範囲に記載されている本開示の様々な実施形態および態様のそれぞれは、以下の実施例において実験的裏付けを見出す。

明確にするために、別個の実施形態の文脈で説明される本開示の特定の特徴もまた、単一の実施形態で組み合わせて提供され得ることが理解される。逆に、簡潔にするために、単一の実施形態の文脈で説明される本開示の様々な特徴はまた、別個にまたは任意の適切なサブの組み合わせで提供され得る。

本開示は、その特定の実施形態と併せて説明されてきたが、多くの代替、修正、および変形が当業者には明白であることは明らかである。したがって、添付の特許請求の範囲の精神および広い範囲に含まれるそのようなすべての代替案、修正および変形を包含することが意図されている。本明細書に記載されているすべての刊行物、特許および特許出願は、個々の刊行物、特許または特許出願が参照により本明細書に組み込まれることが具体的かつ個別に示された場合と同程度に、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。さらに、本出願における参考文献の引用または識別は、そのような参考文献が本開示の先行技術として利用可能であることを認めるものと解釈されるべきではない。

Claims (18)

1. １つの範囲の体腔サイズをステントするように適合されたステント組立体を使用する方法であって：
   前記ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップと；
   推定された前記体腔直径に基づいて、前記ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；
   前記標的拡張ステント直径に基づいて前記体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、
   前記ステント組立体は、拡張直径の範囲内で初期直径から１つまたは複数の拡張直径に拡張し、一方で約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍの半径方向力を印加するように構成され、
   前記拡張直径の範囲は、約５．５ｍｍから約９ｍｍであり、そして
   前記標的拡張ステント直径は、前記拡張直径の範囲内にある、ステップと；
   を実行させる命令を有する、ステント命令を提供するステップと：
   そして
   前記ステント命令に関連して、選択された前記ステント組立体を提供するステップと：
   を有することを特徴とする方法。
2. 前記ステント組立体は、前記拡張直径の範囲内のすべての直径に拡張するように構成される、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記ステント組立体が配置される前記体腔の一部は病変を含み、そして、前記推定された体腔直径は、前記病変から第１の方向に離れた第１の推定体腔直径と、前記病変から第２の方向に離れた第２の推定体腔直径を有し、前記第１の方向と前記第２の方向は反対向きである、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 前記体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合に、前記ステント組立体の第１の部分が前記拡張直径の範囲内にある第１の拡張直径に拡張することを可能にし、前記ステント組立体の第２の部分が前記拡張直径の範囲内にある第２の拡張直径に拡張することを可能にする、命令を更に含む、ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
5. 前記第１の拡張直径が前記第２の拡張直径とは異なる、ことを特徴とする請求項４に記載の方法。
6. 前記ステント組立体が：
   約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの間の直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そして
   前記ニットステントジャケットと動作可能に関連する拡張可能なステントと；
   を有し、
   ここで、前記拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、１つまたは複数の拡張直径に関連する展開状態とを含み、前記拡張可能なメッシュ構造は、移植前および、前記拡張可能なメッシュ構造が展開状態にあるとき、最小中心寸法が約１００マイクロメートルを超え、かつ約３００マイクロメートル以下の開口部を画定し、
   前記拡張可能なメッシュ構造は、約１２．５マイクロメートルより大きく、約１００マイクロメートル以下の厚さを有する、
   ことを特徴とする請求項１－５のいずれか一項に記載の方法。
7. ステントの方法であって：
   ステント組立体が配置される体腔の一部に関連するベース基準直径を推定するステップと；
   推定された前記ベース基準直径に基づいて、前記体腔の一部に配置される前記ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；
   前記体腔の一部をステントするための前記ステント組立体を選択するステップと；
   を有し、
   ここでステント組立体は：
   初期直径から拡張直径の範囲内の１つまたは複数の拡張直径に拡張するステップであって、
   前記１つまたは複数の拡張直径の範囲は、約５．５ｍｍから約９ｍｍであり、
   前記標的拡張ステント直径は、前記１つまたは複数の拡張直径の範囲内にある、ステップと；そして
   前記ステント組立体が配置される前記体腔の一部を形成する壁に慢性的な半径方向力を加えるステップであって、前記慢性的な半径方向力は約０．３３Ｎ／ｍｍ未満である、ステップと；
   を実行するように構成される、
   ことを特徴とする方法。
8. 前記ステント組立体を前記拡張直径の範囲内で拡張直径に拡張し、それにより前記ステント組立体が配置される予定の前記体腔の一部を形成する壁に、前記ステント組立体が慢性的な半径方向力を加えるステップをさらに含み、そして前記慢性的な半径方向力は、約０．２０Ｎ／ｍｍより大きい、ことを特徴とする請求項７に記載の方法。
9. 前記体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合、
   前記ステント組立体の第１の部分が、前記１つまたは複数の拡張直径の範囲内の第１の拡張直径に拡張することを許容し、前記ステント組立体の第１の部分が、前記体腔の一部を形成し、その中に前記ステント組立体が配置される予定の前記壁に前記慢性的な半径方向力を加えるステップと；そして
   前記ステント組立体の第２の部分が、前記１つまたは複数の拡張直径の範囲内の第２の拡張直径に拡張することを許容し、前記ステント組立体の第２の部分が、前記体腔の一部を形成し、その中に前記ステント組立体が配置される予定の前記壁に前記慢性的な半径方向力を加えるステップと；
   を有し、
   ここで、前記慢性的な半径方向力は、約０．２０Ｎ／ｍｍより大きい、
   ことを特徴とする請求項７に記載の方法。
10. 前記第１の拡張直径は、前記第２の拡張直径とは異なる、ことを特徴とする請求項９に記載の方法。
11. 前記ステント組立体の前記第１の部分を前記第１の拡張直径まで拡張することを許容するステップと、前記ステント組立体の前記第２の部分を前記第２の拡張直径まで拡張することを許容するステップとは、同時に起こる、ことを特徴とする請求項９または１０に記載の方法。
12. 前記ステント組立体が：
    約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そして
    前記ニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；
    を有し、
    ここで、前記拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、拡張直径に関連する展開状態とを含み、前記拡張可能なメッシュ構造は、移植前および前記拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１００マイクロメートルの最小中心寸法から約３００マイクロメートル以下の開口を画定し、前記拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する、
    ことを特徴とする請求項７－９のいずれかに記載の方法。
13. 加えられる慢性的な半径方向力が約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍであるステントの拡張範囲を拡張するのに有効な条件下で、ステント組立体腔内拡張範囲を約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの１つまたは複数の拡張直径に増加させる方法であって、
    前記ステント組立体が：
    約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そして
    前記ニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；
    を有し、
    ここで、前記拡張可能なメッシュ構造は、初期直径に関連する収縮状態と、拡張直径に関連する展開状態とを含み、前記拡張可能なメッシュ構造は、移植前および前記拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１００マイクロメートルの最小中心寸法から約３００マイクロメートル以下の開口を画定し、前記拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する、
    ことを特徴とする方法。
14. ステント組立体であって：
    約７マイクロメートルから約４０マイクロメートルの直径を有する繊維から形成された拡張可能なメッシュ構造を含むニットステントジャケットと；そして
    前記ニットステントジャケットに機能的に関連付けられた拡張可能なステントと；
    を有し、
    ここで、前記拡張可能なメッシュ構造は、収縮状態と展開状態とを含み、前記拡張可能なメッシュ構造は、前記拡張可能メッシュ構造が展開状態にあるとき、少なくとも約１６０マイクロメートルの最小中心寸法の開口を画定し、そして前記拡張可能メッシュ構造は、少なくとも約１２．５マイクロメートルから約１００マイクロメートル以下の厚さを有する、
    ステント組立体と；
    約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍまでの慢性的な半径方向力を印加しながら、約５．５ｍｍから約９ｍｍまでの範囲の任意の拡張直径に前記ステント組立体を拡張するための方法を実施するために使用される命令と；
    を有することを特徴とするキット。
15. 前記命令が、
    前記ステント組立体が配置される体腔の一部に関連する体腔直径を推定するステップと；
    推定された前記体腔直径に基づいて、前記ステント組立体の標的拡張ステント直径を決定するステップと；
    前記標的拡張ステント直径に基づいて前記体腔の一部をステントするためのステント組立体を選択するステップであって、前記ステント組立体は、拡張直径の範囲内で初期直径から任意の拡張直径に拡張し、一方で約０．２０Ｎ／ｍｍから約０．３３Ｎ／ｍｍの半径方向力を印加するように構成され、前記標的拡張ステント直径は、前記拡張直径の範囲内にある、ステップと；および
    前記体腔の一部に前記ステント組立体を移植するステップと；
    を実行する命令を含む、ことを特徴とする請求項１４に記載のキット。
16. 前記ステント組立体が、前記拡張直径の範囲内のすべての直径に拡張するように構成される、ことを特徴とする請求項１４または１５に記載のキット。
17. 前記体腔の一部が様々な体腔直径を画定する場合に、前記ステント組立体の第１の部分が前記拡張直径の範囲内にある第１の拡張直径に拡張することを可能にし、前記ステント組立体の第２の部分が前記拡張直径の範囲内にある第２の拡張直径に拡張することを可能にする、命令を更に含む、ことを特徴とする請求項１４または１５に記載のキット。
18. 前記第１の拡張直径が前記第２の拡張直径とは異なる、ことを特徴とする請求項１７に記載のキット。

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