JP4782121B2 - ２軸配向ポリマーを用いた埋め込み型医療機器の製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、ステントのような埋め込み型医療機器の製造方法に関する。

本発明は、体腔に埋め込まれる放射状に拡張可能な内部人工器官に関する。「内部人工器官」とは、体内に設置される人工的に埋め込み可能な医療機器である。「体腔」とは、血管のような、管状器官の空洞である。ステントはこれら内部人工器官の一例である。ステントは一般的に円筒状の機器で、血管または尿道や胆管といった身体構造上の内腔の一部分を広げたまま固定したり、ときに拡張したりする機能を持つ。ステントは血管のアテローム性狭窄症の治療によく使用される。「狭窄症」とは、身体上の導管や開口部の直径が狭まること、または収縮することをいう。このような治療においてステントは体内の管を強化し、脈管系の血管形成術の後の再狭窄を防止する。「再狭窄」とは、血管や心臓弁における狭窄が、（バルーン血管形成術や弁形成術などによる）治療が一応成功した後に、再び発生することをいう。

ステントは金属やポリマーを含めた多様な素材から作られてきた。ポリマー素材には、生体浸食性でないものと生体浸食性なものとの両方のプラスチック素材がある。ステントの円筒構造は通常、構造物の部材や支柱を相互に連結するようなパターンや網状組織を含む足場から成る。その足場は針金、管や円筒状の形状に丸め込まれた平面的な膜素材から形成されうる。また、薬用のステントは金属もしくはポリマーの足場の表面を高分子担体で覆うことにより製造されうる。高分子担体には生理活性物質や薬品がある。さらに、ステントはそれを構成しているパターンにより放射状の拡張性や長手方向の柔軟性を備える。長手方向の柔軟性はステントの送付を容易にする一方、体腔を広げたまま固定するには剛性も必要である。ステントに要求される長手方向の柔軟性と剛性とを維持できるようなパターンが考案されるべきなのである。またステントは周方向にも充分な強度を兼ね備えていなければならない。

チューブや平面的な膜、シートからステントを製造する技術はこれまでに数多く提案されてきた。そのうちの一つは、素材にレーザー切断またはエッチングを施す技術である。素材の平面的な膜をレーザー切断し、そしてチューブ状に丸め込まれる。またあるいは、望ましいパターンが直にチューブにエッチングされる。その他の方法としては、化学エッチングや放電機械加工によりシートやチューブに望ましいパターンを切り出すものもある。ステントのレーザー切断については、Saunders に付与された米国.特許No. 5,780,807、Richter に付与された米国特許No. 5,922,005、Richter に付与された米国特許No. 5,906,759をはじめ数多くの公報に記載されている。

ステントによる治療にはステントの送付と展開が必要である。「送付」とは、治療が必要な部位にまでステントを体腔に導入し移送することをいう。「展開」とは、治療する体腔内の部位でステントを拡張することをいう。ステントの送付と展開は、まずカテーテルの先端の位置にステントを合わせ、皮膚を通してカテーテルの先端を体腔に挿入し、治療が必要な部位にまで体腔中のカテーテルを進め、治療部位に到達したらステントを拡張し、そして体腔からカテーテルを除去するという手順で行われる。バルーン拡張可能なステントのケースでは、カテーテルに配置されたバルーンにステントが装着される。このステントの装着は通常、バルーンに押し付けたり圧着したりすることによりなされる。そしてバルーンを膨張させることによりステントを拡張する。その後バルーンは収縮しカテーテルは回収される。自己展開式のステントのケースでは、格納式の覆いや入れ物によってステントはカテーテルに固定される。目的とする体の部位にステントが到達すると、覆いが引っ込められてステントが自己展開可能となる。

ステントの送付と展開を容易にするためにはある種の力学的性質が必要である。例えば、ステントをうまく送付するには長手方向の柔軟性が重要である。さらに、ステントを展開し、体腔を広げたまま固定するには、周方向の強度と剛性が不可欠な特性である。上記で指摘した通り、ステントのパターンは長手方向の柔軟性と剛性を持ち合わせるようにデザインされている。

しかしながら、ステントを構成する素材の特性は、ステントの力学的性質にも作用する。ポリマーから製造されたステントの利点は、金属製ステントよりもより高い柔軟性を有する傾向があることである。その他金属製ステントの欠点としては、身体からの拒絶反応、生体浸食性でないこと、最適な薬物送付ができないことなどが考えられる。一方で、金属製ステントと比してのポリマー製ステントの欠点としては、周方向の強度と剛性に欠けることである。周方向の強度が不充分だと、血管に埋め込まれた後のポリマーステントが比較的強く萎縮する可能性がある。また、特にポリマーが脆弱だと、ステントを圧着する際に足場が破損する可能性もある。よって、周方向の強度や剛性を強化するようなポリマーステントの製造方法が望ましい。本発明の実施の形態は、ポリマーステントの周方向の強度と剛性を強化するという課題に取り組むものである。

本発明は、改善された周方向の強度や剛性といった望ましい力学的特性を備えた、ステントのような埋め込み型医療機器をチューブから作成する方法についてのものである。改善された周方向の強度と剛性は、埋め込み型医療機器を製造するのに用いられる素材の周方向の分子配向を引き起こすことによりもたらされてもよい。本発明の様々な実施の形態は、素材の周方向の分子配向を誘発する方法を含んでいてもよい。

埋め込み型医療機器の製造方法に関するある実施の形態は、ポリマーを成形装置に送り込むことを含んでいてもよい。その成形装置は、第２番目の環状部材の内側に配置された第１番目の環状部材を備えていてもよい。ポリマーは環状膜として、環状部材の間の環状空胴の中を通って運ばれてもよい。また、ある実施の形態では環状膜を放射状に拡張することを含んでいてもよい。環状膜は装置から出た後に拡張してもよい。その方法は、拡張された環状膜からチューブを形成することをさらに含んでいてもよい。そして、そのチューブから埋め込み型医療機器が製造されてもよい。

本発明の他の実施の形態は、成形装置の中にポリマーを送り込む方法を含んでいてもよい。その成形装置は、第２番目の環状部材の内側に配置された第１番目の環状部材を備えていてもよい。ポリマーは環状膜として、環状部材の間の環状空胴の中を通って運ばれてもよい。この方法は、環状膜における周方向の流動をさらに含んでいてもよい。この方法は、環状膜からチューブを形成することも含んでいてもよい。いくつかの実施の形態は、埋め込み型医療機器をチューブから製造することを含んでいてもよい。

本発明のいくつかの実施の形態は、チューブの円筒軸の周りを第１の直径から第２の直径まで放射状に拡張することを含む埋め込み型医療機器を製造する方法を含んでいてもよい。この方法は、第１の直径よりも大きな第２の直径を持つ拡張されたチューブから埋め込み型医療機器を製造することを含んでいてもよい。

本発明のある実施の形態は、延伸の第１の軸に沿って膜を引き延ばすことと、延伸の第２の軸に沿って膜を引き伸ばすこととを含む埋め込み型医療機器を製造する方法を含んでいてもよい。この方法は、引き伸ばされた膜から埋め込み型医療機器を製造することをさらに含んでいてもよい。

本発明は第１ゾーンと第２ゾーンとを含む埋め込み型医療機器を製造する装置をさらに含んでいてもよい。第１ゾーンには第１番目と第２番目の環状部材を含んでいてもよい。第１の環状部材は第２の環状部材の内部に配置され、第１と第２の環状部材の間に環状空胴を設けてもよい。環状空胴は素材を受け取り、第２ゾーンに環状膜として素材を供給するよう構成されていてもよい第２ゾーンは第１の膜の直径から第２のより大きな膜の直径まで素材を拡張するよう、環状膜に径方向の圧力を加えられる空洞を備えていてもよい。

本発明を説明するにあたって、以下の用語と定義が適用されることとする。

「応力」とは、平面の内部の小さな領域に働く力のような、単位面積あたりの力のことをいう。応力は平面に垂直／平行な成分に分解することができ、それぞれ垂直圧力／剪断圧力と呼ばれる。真の応力は、力と面積が同時に計測されたときの応力をいう。引張試験や圧力試験で用いられる慣例的な応力とは、試験片にかかる力ををもとの試験片の長さで割った値のことをいう。

「弾性変形」という用語は、応力から解放されると、物体がもとの寸法を維持する、または実質的にもとの寸法を維持するほど小さい応力が加えられる場合の、物体の変形のことをいう。

「弾性限界」とは物体が恒久的に変形することなしに耐えうる最大の応力のことをいう。

「塑性変形」という用語は、弾性限界を超過した応力がかかった物体に生じる恒久的な変形のことをいう。

「強度」とは試験中に素材が破壊する前に耐えうる、軸方向の最大の応力のことをいう。極限的な強度は、試験中にかかった最大荷重をもとの断面積で割ったものから計算される。

「弾性率」とは素材にかかった単位面積当たりの応力または力を、加えられた力によって生じた歪みの量で割ったものと定義される。

「歪み」とは力や荷重が素材にかかることによって生じる伸びや圧縮の量のことをいう。

「伸び」とは所定の圧力がかかったときに生じる長さの増加と定義される。通常はもとの長さのパーセンテージで表現される。

「溶媒」とは一つ以上の他の物質を溶解または分散させることのできる、あるいは物質を少なくとも部分的に溶解または分散させ、分子またはイオンサイズのレベルで均一に分散した混合物を作り出すことのできる物質と定義される。溶媒は、溶媒1 mlに対して少なくとも0.1 mgのポリマーを、より狭義には溶媒1 mlに対し周囲温度と大気圧の下で0.5 mgのポリマーを溶解できる必要がある。２番目の液体は不純物に対して非溶媒として働くことができる。「非溶媒」とは、他の物質を溶解することのできない物質と定義される。非溶媒は、非溶媒1 mlに対して周囲温度と大気圧の下で0.1 mgより少ないポリマーを、より厳密には非溶媒1 mlに対し周囲温度と大気圧の下で0.05 mgより少ないポリマーを溶解できるに過ぎないことが必要である。

埋め込み型医療機器には、自己展開式のステント、バルーン拡張式のステント、ステントグラフトやグラフトが含まれることが意図されている。機器の構造的なパターンは事実上いかなるデザインでもよい。また機器は部分的または全体的に生体

分解性、生体吸収性、生体安定性のあるポリマーから作られることができる。ポリマーは望ましくない物質を取り除くために精製されてもよい。

ポリマーは、生体安定性、生体吸収性、生体分解性、生体侵食性を有することができる。生体安定的とは、ポリマーが生体分解性を有しないことをいう。生体分解性、生体吸収性、生体侵食性といった用語は互換的に用いられ、血液のような体液にさらされると完全に劣化しおよび／または侵食されて、徐々に身体に再吸収、吸収および／または除去されうるポリマーのことをいう。ポリマーが分解され、最終的に吸収や除去されるプロセスは例えば、加水分解、代謝過程、バルクや表面侵食といった類のものによって引き起こされうる。素材がコーティングに使用されるときには、劣化、侵食、吸収および／または再吸収のプロセスを経た後には機器にはポリマーが残存しないものと理解される。いくつかの実施の形態では、無視できるごくわずかな跡や残留物は残っていてもよい。生体分解性のポリマーから作られたステントは、その目的とする機能、例えば血管開通および／または薬物送付の維持、が果たされるまでは体内にとどまることとされる。

ここで開示する方法を用いたインプラント用の医療機器を作成するために使用される代表的なポリマーの例は、ポリ（N-アセチルグルコサミン）（キチン）、チトサン、ポリ（ヒドロキシバレレート）、ポリ（ラクチド／グリコライド）共重合体、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシブチレート／バレレート）共重合体、ポリオルトエステル、ポリアンヒドリド、ポリ（グリコール酸）、ポリ（グリコライド）、ポリ（L-乳酸）、ポリ（L-ラクチド）、ポリ（D,L-乳酸）、ポリ（D,L-ラクチド）、ポリ（カプロラクトン）、ポリ（トリメチレンカーボネート）、ポリエチレンアミド、ポリエチレンアクリレート、ポリ（グリコール酸／トリメチレンカーボネート）共重合体、エーテルエステル共重合体（例えばPEO／PLA）、ポリホスファゼン、生体分子（例えばフィブリン、フィブリノーゲン、セルロース、澱粉、コラーゲン、ヒアルロン酸）、ポリウレタン、シリコン、ポリエステル、ポリオレフィン、ポリイソブチレン、エチレンとアルファオレフィンの共重合体、ポリアクリル酸塩以外のアクリル酸重合体と共重合体、ハロゲン化ビニル重合体と共重合体（例えばポリビニル塩化物）、ポリビニルエーテル（例えばポリビニルメチルエーテル）、ポリハロゲン化ビニリデン（例えばポリ塩化ビニリデン）、ポリアクリロニトリル、ポリビニルケトン、ポリビニル芳香族化合物（例えばポリスチレン）、ポリビニルエステル（例えばポリビニルアセテート）、アクリルニトリル・スチレン共重合体、ABS樹脂、ポリアミド（例えば６６ナイロンやポリカプロラクタム）、ポリカーボネート、ポリオキシメチレン、ポリイミド、ポリエーテル、ポリウレタン、レーヨン、レーヨン・トリアセテート、セルロース、酢酸セルロース、酪酸セルロース、酢酸酪酸セルロース、セロファン、硝酸セルロース、プロピオン酸セルロース、セルロース・エーテル、カルボキシメチルセルロースがある。ここで開示される方法で埋め込み型医療機器を製造する上で特に適したポリマーの代表的な例としてはさらに、エチレンビニルアルコール共重合体（一般名称EVOHまたは商標名EVALとしてよく知られている）、ポリ（メタクリル酸ブチル）、ポリ（フッ化ビニリデン／ヘキサフルオロプロペン）共重合体（例えばSolvay Solexis PVDF, Thorofare, NJから入手可能なSOLEF21508）、ポリフッ化ビニリデン（ATOFINA Chemicals, Philadelphia, PAから入手可能、KYNARとしても知られている）、エチレン酢酸ビニル共重合体、ポリエチレングリコールがある。

ポリマーの力学的性質は、その分子構造を変化させるプロセスによって改良されることはポリマー技術分野の技術者にはよく知られている。固体状態のポリマーは、完全な非結晶質、部分的に結晶質、あるいはほぼ完全な結晶質の形態をとる。ポリマーの結晶質部分は、ポリマー鎖の縦または共有結合の軸に沿ったポリマー鎖の配列によって特徴付けられる。配向結晶構造は、ポリマー鎖の配列軸に沿って強い強度と高い弾性率（応力がかかると伸び率は低い）を持つ傾向がある。弾性率の高い材料は、高度の剛性を持つ傾向がある。したがって、ポリマー材料の高い配向性の結晶構造を持つ材料部分は、ポリマー鎖の配列軸に沿って強い強度と剛性を持つ傾向がある。よって、埋め込み型医療機器の作成方法の中に、好ましい軸や方向に沿ったポリマー鎖の分子配向を引き起こすプロセスを組み込むとよい。

さらに、ポリマーに応力をかけることによってその分子配向が誘発され、そして力学的性質も改良される。応力がかけられたときに分子配向が誘発される度合いは、ポリマーの温度に依存する。例えば、ポリマーがT_gすなわちガラス転移温度よりも低いと、ポリマーのセグメントは互いに行き来できるほど充分なエネルギーを持たない。一般的に、分子配向は充分なセグメント流動性がなければ引き起こされない。

T_gすなわちガラス転移温度とは、ポリマーの非結晶質部分が大気圧の下でもろいガラス質の状態から固形の変形可能な状態に変化する温度のことをいう。換言すれば、T_gとはポリマー鎖のセグメント運動が開始する温度のことである。結晶質または半結晶質のポリマーの温度を上げると、温度が上昇するにしたがって、ポリマーの膨張係数と熱容量がともに増加し、これは分子運動が活性化していることを示している。温度が上昇してもサンプル中の実際の分子体積は変わらないので、膨張係数が増加したということは、その系における自由体積が増加し、分子が移動する自由度が増加したことを意味する。熱容量の増加とは、運動によって熱の消費が増加したことをいう。所与のポリマーのT_gは熱加速度に依存し、ポリマーの熱履歴による影響を受けうる。さらに、ポリマーの化学構造は、可動性に作用することでガラス転移に大きな影響を及ぼす。一般的に、柔軟な主鎖要素はT_gを下げ；かさ高い側鎖はT_gを上げ；柔軟な側鎖の長さを伸ばすとT_gは下がり；そして主鎖の極性を増すとT_gが上がる。さらに、架橋結合性のポリマー成分は所与のポリマーのT_g観測値を上昇させうる。

T_gより高い温度では、応力を加えることによりポリマー鎖が回転運動し、セグメント流動が可能なので、分子配向は容易に引き起こされる。T_gとポリマーの融解温度たるT_mの間では、回転運動に障壁があるが、実質的にセグメント流動を阻害するほど大きくない。T_gより高い温度でポリマーの温度が上昇するにつれ、回転運動に対するエネルギー障壁が減少し、ポリマー鎖のセグメント流動が増加する。結果として温度が上がるに従い、応力を加えることによる分子配向はより容易に誘発されることになる。

さらに、T_gと融解温度たるT_mの間で応力を加えると、ポリマーの分子配向が引き起こされ、そしてその力学的性質が改良される。しかしながらポリマー鎖の組み換えは、ポリマー材料の弾性領域、可塑性領域のいずれの領域においても応力を加えられることによって起こりうる。ポリマーが弾性領域を超過した可塑性領域において応力を加えられると、一般的に応力を除いた後も応力を加えられた時の形状と、それに対応する分子配向が維持される。ポリマー鎖は応力を加えられた方向を向くようになり、結果として配向した結晶質構造をとるようになる。応力を加えられたポリマー材料は応力の加えられた方向に向かってより強い引っ張り強度を持つ。

さらに、上記で指摘した通り、可塑的に変形された材料は、いったん変形応力が取り去られると変形された形状を維持する傾向を持つ。最初の変形応力の後で材料に加えられる応力は、変形を引き起こした最初の応力レベルを超えない限り、材料をさらに変形させる傾向はない。それゆえ、可塑的に変形された材料の挙動は応力の範囲内ではより予見しやすいといえる。応力範囲は塑性変形を引き起こした最初の応力よりも低い。

また、応力を加えるともに加熱するとポリマーの変形は促進され、そしてポリマーの力学的性質の改良はより容易になる。加熱による促進を伴う応力により塑性変形されたポリマーは、緊張を緩和した状態に置く前に冷却することによって、誘発された分子配向を維持できる。

さらに、T_mより高い温度では、ポリマーはポリマー溶融体や溶融状態にある。ポリマー溶融体では、結合回転の障壁はほとんどなく、ポリマー鎖のセグメント流動はとても激しい。上記で指摘した通り、温度が高いほど、セグメント流動は大きく、あるいは一般的にはより分子運動が激しい。よって、ポリマー溶融体に応力を加えてもまた、分子配向が引き起こされるのである。ポリマー溶融体は膜の状態で、応力として等方性の応力や圧力としてが加えられると、気泡のように膜が拡張する。その結果、緊張が引き起こされた方向に、拡張された膜の表面に沿って周方向の分子配向が起きる。また、ポリマー溶融体において流動を引き起こすせん断応力を加えててもよい。分子配向はかかったせん断応力や流動の方向またはその軸に沿って起きる傾向がある。しかしながら、分子運動が激しいため、誘発された分子配向は安定ではない。いったんせん断応力が取り去られるか流動が減速ないし停止すると、分子運動は分子配向を消散させる傾向がある。分子配向が安定性な最高温度は、ポリマーのT_m以下である。よって、分子配向の消散を抑制または阻止するためには、ポリマー溶融体の温度をT_mより低くする必要がある。

ここでは、望ましい力学的性質を有する埋め込み型医療機器を製造する方法の様々な実施の形態が記載されている。埋め込み型医療機器を製造する方法の実施の形態には、ポリマー製の導管やチューブから作成されるものもある。そのチューブは円筒状ないし実質的に円筒状の形状をしてもよい。例えば、図１はチューブ１００を示している。チューブ１００は外径１１０、内径１２０の円筒である。図１はまた、チューブ１００の表面１３０と円筒軸１４０も示している。以下では、他に記載がない限り、チューブの「直径」とはチューブの外径のことをいう。いくつかの実施の形態では、埋め込み型医療機器の製造前の段階のチューブの直径は約０．５ｍｍから約３．０ｍｍの間であってよい。他の実施の形態では、製造前の段階のチューブの直径は約１ｍｍから約２ｍｍの間であってよい。製造前の段階のチューブの例では、直径が２．１３ｍｍ（０．０８４インチ）のものもある。

埋め込み型医療機器はポリマーチューブから製造されてもよい。製造の際にはチューブ上で相互連結する一つ以上の要素や支柱を有するパターンを形成してもよい。ある実施の形態では、チューブにレーザー切断によるパターンを形成することもある。レーザーとして使用される代表的なものとしては、エキシマー、二酸化炭素、ＹＡＧがある。他の実施の形態には、チューブにパターンを作るのに化学エッチングが利用されることもある。レーザー切断技術は、熱影響域を最小化するので、望ましい。熱影響域とは、レーザー熱によって影響を受けたターゲット材の部分のことをいう。レーザー熱は熱影響域におけるポリマーの少なくとも一部分を溶解する傾向にある。そして応力が加えられることにより誘発された分子配向は、溶解部分において消散する。これに相当する力学的性質についての好ましい変化も減じるか実質的になくなってしまうかもしれない。図２は、図１のチューブ１００から作成される埋め込み型医療機器２２０の３次元像を示している。

図２は支柱１６０のパターンを含む埋め込み型医療機器１５０を示している。他のステントパターンは容易に本発明の方法に適用できるので、最終的なエッチングされるたパターンは図示された通りのものに限定されるべきではない。

上記で指摘した通り、図１の矢印１３５に図示されているように、埋め込み型医療機器を作成するのに使うポリマーチューブは、長手方向に充分な強度を有することが望ましい。また、図１の矢印１４５に図示されているように、周方向の強度も非常に重要である。２軸分子配向をもつチューブあるいは縦と周方向のどちらにも望ましい度合いの分子配向をもつチューブは、望ましい力学的性質を保有するであろう。２軸配向をもつチューブから製造された、ステントのような埋め込み型医療機器は、充分な厚さと支柱幅をもつ金属製のステントに類似する、あるいはそれより上質の力学的性質を保有する。ここでは、２軸配向をもち、それ故好ましい力学的性質を有する埋め込み型医療機器を製造する実施の形態が記載されている。

ポリマーチューブは、押出成形や射出成形を含む様々な種類の作成方法を用いて作られる。また、シートや膜を丸めて接合したものからもポリマーチューブは作られる。押出成形では、ポリマー溶融体が押出成形機に通され、そしてチューブに成形される。ポリマー溶融体にかかる剪断力のため、押出は、分子に対してチューブの長手方向に大きな圧力を与える。ポリマー溶融体を金型に通し、引張り、チューブの小さな寸法に成形することによって、剪断力は発生する。結果として、従来の押出成形方法によって作られたポリマーチューブは、充分な長手方向の配向を保有している。しかしながら、従来の押出成形チューブは全く、あるいは実質的に全く周方向の配向を有していない。

２軸配向を有する埋め込み型医療機器を製造する実施の形態には、押出成形機のような成形装置を使用するものもある。本発明に使用する成形装置の代表的なものとしては、単軸スクリュー押出機、互いに噛み合う共回転や逆回転の２軸スクリュー押出機やその他の複数軸咬合押出機がある。

成形装置を用いて埋め込み型医療機器を作成する実施の形態では、環状ポリマー膜を放射状に拡張することもある。ある実施の形態では、第１環状部材が第２環状部材の内部に配置されている成形装置にポリマーを送り込むことを含んでいる。第１環状部材は心棒で、第２環状部材が金型である。ポリマーは環状部材の間の環状空胴を通って、環状膜として運ばれる。いくつかの実施の形態では、環状ポリマー膜はポリマーのT_mよりも高い温度のポリマー溶融体であることもある。

ある実施の形態では、ポリマーのT_mよりも高い温度のポリマーが送り込まれることもある。また、ポリマーのT_mよりも低い温度のポリマーが送り込まれることもある。成形装置はポリマーを溶解するよう構成されている。他の実施の形態では、ポリマーが、ポリマーと溶媒を含む混合物として送り込まれることもある。環状膜としてその混合物が装置を通されると、少なくともいくらかの溶媒が気化して装置から取り除かれる。溶媒の代表的なものとしては、クロロフォルム、アセトン、クロロベンゼン、酢酸エチル、１，４−ジオキサン、二塩化エチレン、２−エチルヘキサノールやこれらの組み合わせがある。

さらに、環状膜を放射状に拡張する実施の形態もある。ある実施の形態では、装置から出た後に環状膜を拡張する。ある実施の形態では選択された圧力の下、ガスによって環状膜が拡張される。ガスは、第１環状部材の内側にある第２環状空胴を通って運ばれる。そして拡張された環状膜からチューブが形成される。ある実施の形態では、放射状の拡張が環状膜内、そして出来上がったチューブ内において、周方向の配向を引き起こす。

本発明のの方法は、チューブから埋め込み型医療機器を製造する。製造された機器は、放射状拡張なしの環状膜から形成されたポリマーチューブにより製造された同等の機器よりも、少なくとも一つ以上のより望ましい力学的性質を有している。ポリマーチューブの寸法は、放射状拡張なしの環状膜から形成された同等のポリマーチューブの寸法に等しい。さらに、同等のポリマーチューブ製の機器の製造は、ポリマーチューブ製のポリマーチューブ製の機器の製造と同じである。

分子配向が引き起こされると、例えばより大きい周方向の強度および／またはより大きい剛性といったより望ましい力学的性質を有するようになる。一般的に、目的とする埋め込み型医療機器の性質を得るために放射状拡張は制御される。例えば、ガスの圧力や環状膜の温度は、放射状拡張に影響を及ぼす。

ある実施の形態では、環状膜は放射状拡張後、望ましい直径にまで引っ張られる。またある実施の形態では、環状膜は引っ張る道具によって引っ張られる。その引っ張る道具は、環状膜を支えそれを所定の大きさにするコンベアアセンブリを含んでいる。拡張中および／または引っ張られた後に拡張された環状膜は冷却される。例えば、環状膜は選択された温度の水槽を通して運ばれる。または、環状膜は選択された温度の空気やその他のガスによって冷却されることもある。

上記で指摘した通り、引き起こされた周方向の分子配向の消散を抑制するためにポリマー溶融体を冷却することが望ましい。ある実施の形態では、冷却率は、ポリマーチューブにおける引き起こされる分子配向の度合いを制御するために用いられる。環状膜は例えば25℃といったような周囲温度、またはその付近の温度で冷却される。または、環状膜は周囲温度よりも低い温度で冷却される。

本発明の方法のある実施の形態では、環状膜を拡張するために使用されるガスは、第１環状部材の内部にある第２環状空胴を通って運ばれる。ガスは、空気またはその他従来から入手可能なガスである。ガスは例えばアルゴン、窒素などのような不活性ガスである。ガスの圧力は、望ましい内径と外径にまで環状膜を拡張するよう選択される。例えば、第２環状部材よりも大きな外径と、第１環状部材よりも大きな内径にまで、環状膜を拡張するよう、ガスが流れるように設定されている。さらに、埋め込み型医療機器の望ましい性質、または目的とする性質の改善が得られるように、ガスの圧力は制御されている。例えば、放射状拡張が大きいほど、環状膜において引き起こされる周方向の分子配向は大きい。さらに、引き起こされる周方向の配向を望ましい度合いにするために、引っ張るスピードも制御される。引っ張るスピードが速いほど、引き起こされる周方向の配向は減少する。

拡張中の環状膜の温度は、ポリマーの融解温度よりも高いことが望ましい。上記で指摘した通り、温度が高いほど、ポリマー鎖のセグメント流動性が激しい。よって、環状膜の分子配向の度合いを制御し、そして埋め込み型医療機器の望ましい力学的性質を得るために温度は利用される。

図３は周方向の分子配向を引き起こすために放射状拡張を利用する埋め込み型医療機器を製造するシステムと方法の一例を図示している。図３は成形装置３００の一部分の軸方向の断面図を示している。成形装置３００は、第１環状部材３１０、第２環状部材３２０、第１環状空胴３３０、および第２環状空胴３４０を含んでいる。環状膜３５０の形状の融解されたポリマーは、矢印３６０の方向に向かって環状空胴３３０を通って運ばれる。選択された圧力下のガスの流れ３７０は第２番目の環状空胴３４０を通って運ばれる。環状膜３５０は成形装置３００から拡張領域３８０への出口となる。環状膜３５０は成形装置３００から抜け出すとガス３７０によって放射状に拡張される。図示されているように、環状膜３５０は、第１環状部材３１０の外径と、第２環状部材３２０の内径よりも大きな直径にまで拡張されている。その後環状膜３５０は、ポリマーチューブ４００を形成するために冷却域３９０にまで引っ張られる。比較のために、図３では放射状拡張なしで形成された環状膜４１０も示している。環状皮４１０から形成されたポリマーチューブ４２０もまた示されている。

成形装置を使って埋め込み型医療機器を作成するある実施の形態は、ポリマーに剪断応力をかけることにより周方向の配向を引き起こすものを含んでいる。埋め込み型医療機器を作成する方法のある実施の形態は、第２環状部材の内側に配置されている第１環状部材を備える成形装置の中にポリマーを送り込むことを含んでいる。第１環状部材は心棒で、第２番環状部材は金型である。ポリマーは環状部材の間の環状空胴の中を通って環状膜として運ばれる。ある実施の形態では、環状ポリマー膜は、ポリマーのT_mを超過した温度のポリマー溶融体である。

ある実施の形態では、送り込まれるポリマーの温度はT_mよりも高い。また、送り込まれるポリマーの温度はT_mより低くってもよい。成形装置はポリマーを溶解するよう構成されている。他の実施の形態では、ポリマーはポリマーと溶媒の混合物として送り込まれる。その混合物が環状膜として装置の中を通って運ばれると、少なくともいくらかの溶媒が気化して装置から除去される。

ある実施の形態では、本発明の方法は、環状膜内において周方向の流動を引き起こすことを含む。ポリマーチューブは環状膜から作られる。環状膜の温度は、ポリマーの融解温度よりも高いほうがよい。環状膜は成形装置から取り除かれる。

ある実施の形態では、周方向の流動が引き起こされると、環状膜内、ひいてはそれから生じるポリマーチューブ内においても周方向の配向が引き起こされる。いくつかの実施の形態は、その後ポリマーチューブから埋め込み型医療機器を製造することを含んでいる。

ある実施の形態の機器の力学的性質は、周方向の流動なしの環状ポリマー膜から作られたポリマーチューブ製の同等の機器の力学的性質よりもより望ましい。ポリマーチューブの寸法は、周方向の流動なしの環状ポリマー膜から作られた同等のポリマーチューブの寸法と等しい。さらに、同等のポリマーチューブによる同等の機器の製造は、上記ポリマーチューブによる機器の製造と同様である。分子配向を引き起こすと、例えばより大きい周方向の強度および／またはより大きい弾性率または剛性等のより望ましい力学的性質をもつようになる。一般的に、周方向の流動は、埋め込み型医療機器の目的とする性質を得るために制御される。

ある実施の形態では、周方向の流動にさらされた環状膜は望ましい直径にまで引っ張られる。環状膜はまた、拡張中および／または上記に示した方法で引っ張られた後に冷却されてもよい。

周方向の配向を引き起こす方法の様々な実施の形態は、周方向の流動を引き起こす方法によって区別される。いくつかの実施の形態は、第１環状部材を回転させる方法、第２番環状部材を回転させる方法、あるいはその両方の環状部材を回転させる方法によって、環状膜内において周方向の流動を引き起こすことを含んでいる。第１環状部材と第２環状部材とが逆回転運動すると、環状膜に最大の剪断が働き、それによって最大の周方向の配向が引き起こされると期待される。ある実施の形態では、引き起こされる配向の度合いは、環状部材の回転速度や相対的回転速度のようなパラメータにより制御される。

ある実施の形態では、回転する第１環状部材および／または回転する第２環状部材の表面の少なくとも一部分のらせん状のチャンネルによって、周方向の流動が引き起こされる。らせん状のチャンネルは、環状ポリマー膜内において周方向にらせん状の分子配向を引き起こす傾向がある。

さらに、環状膜を引っ張ると、引き起こされた周方向の分子配向に影響を及ぼす。典型的には、環状ポリマー膜は引っ張られる最中に周囲温度の空気にさらされる。結果として、環状膜は引っ張られている時に冷却される。冷却されると環状膜内において分子配向が消散する。よって、引っ張られる部分の長さは、環状膜の冷却率、ひいては分子配向の消散の度合いに正比例する。冷却によって、環状部材の回転速度と分子配向の消散とは相殺される。しかし、環状部材の回転速度は、充分に回転速度が速いと環状部材が不安定になるので制限される。

図４Ａと４Ｂは分子配向を引き起こすために周方向の流動を用いる、埋め込み型医療機器を製造するシステムと方法の具体例を図示している。図４Ａは成形装置５００の径方向断面図であり、図４Ｂは成形装置５００の一部分の長手方向断面図である。成形装置５００は、第１環状部材５１０と、第２環状部材５２０と、第１環状空胴５３０と第２環状空胴５４０とを備えている。図４Ａに示されている通り、第１環状部材５１０と第２環状部材５２０は、それぞれ矢印５１５と５２５のように回転するよう構成されている。図４Ｂは、環状膜５５０の形状の溶融ポリマーは、矢印５６０の方向に環状空胴５３０に通って運ばれることを図示している。第１環状部材５１０および／または第２環状部材５２０の回転は、環状膜５５０における周方向の流動を引き起こす。環状膜５５０は成形装置５００から延伸領域５８０に移される。図示されている通り、環状膜５５０は、第２環状部材５２０の直径よりも小さな望ましい直径にまで引っ張られる。その後環状膜５５０は冷却域５９０に引っ張られポリマーチューブ５９５を形成する。

他の実施の形態では、周方向の流動は、成形装置の外側にある環状膜の少なくとも一部分で環状膜内において引き起こされる。成形装置の外側にある環状膜は第３の環状部材を覆ってまたは内側に配置される。第３環状部材は、成形装置の外側にある環状膜の少なくとも一部分を回転させるよう構成されている。ある実施の形態では、環状膜は成形装置から出て、ポリマーチューブに形成されながら第３環状部材を覆ってまたは内側に引っ張られる。環状膜の回転部分は、周方向の流動と、少なくとも形成装置の出口から回転する第３部材までの環状膜内における周方向の分子配向とを引き起こす。引き起こされる配向の度合いは、第３環状部材の回転速度により制御される。

ある実施の形態では、装置の外側にある第１環状部材の少なくとも一部分で、装置の外側にある環状膜の少なくとも一部分において周方向の流動が引き起こされる。第１環状部材の回転は、装置の外側にある環状膜の少なくとも一部分における周方向の流動を引き起こす。

図５は、周方向の流動を誘導する、図４Ａと４Ｂとに示されたものに類似したシステムや方法の他の例を図示する。図５はまた、図４Ａや４Ｂの形成装置５００に類似にする形成装置６００の一部分における軸方向の断面図を示している。但し、図５におけるシステムはさらに第３環状部材６８５を有する。環状膜６５０は、成形装置６００から延伸領域６８０へと出射する。そして環状膜６５０は第３環状部材６８５の内部に配置される。矢印６８７に図示されているように、第３環状部材６８５は回転運動するよう構成されている。第３環状部材６８５の回転により、そこに位置する環状膜６５０が周方向に流動する。環状膜６５０の回転により、少なくとも延伸領域６８０の部分において環状膜６５は周方向に流動する。図５に図示されているように、環状膜６５０はさらに冷却域６９０に引き込まれて、ポリマーチューブ６９５が形成される。第１環状部材６１０および／または第２環状部材６２０もまた回転するよう構成してもよい。第１環状部材６１０および／または第２環状部材６２０の回転により形成装置６００内において環状膜６５０を周方向に流動させることができる。

図６は、図５に示されているシステムや方法に類似する、周方向の流動を誘導するシステムと方法の別の例である。図６は、図５の成形装置６００に類似した成形装置７００の一部分の軸方向の断面図を示す。但し、図５におけるシステムは、成形装置７００の外側へ軸方向に延在する第１環状部材７１０を有する。環状膜７５０は形成装置７００から延伸領域７８０へ出射する。そして環状膜７５０は第３環状部材７８５の内部に配置される。矢印７８７に図示されているように、第３環状部材７８５は回転運動するよう構成されている。第３環状部材７８５の回転により、そこに位置する環状膜７５０は周方向に流動する。環状膜７５０の回転により、少なくとも延伸領域７８０の部分において、環状膜７５０は周方向に流動する。図６に図示されているように、環状膜７５０は冷却域７９０の中にまで引き込まれ、ポリマーチューブ７９５が形成される。第１環状部材７１０および／または第２環状部材７２０もまた回転運動するよう構成してもよい。第１環状部材７１０の回転により、成形装置７００と延伸領域７８０において環状膜７５０を周方向に流動させることができる。環状部材７２０の回転により、成形装置７００において環状膜７５０を周方向に流動させることができる。

さらなる実施の形態では、ポリマーチューブを回転することにより環状膜内の周方向に流動させてもよい。ポリマーチューブを回転するよう構成された第３環状部材の外側または内側にポリマーチューブを配置することにより、ポリマーチューブを回転させることができる。環状膜は冷却され、ポリマーチューブが形成される。回転するポリマーチューブは周方向の流動し、その結果、ポリマーチューブから少なくとも環状膜が装置から出射する終点において、環状膜内は周方向に配向する。

図７は、図４−6に示されたシステムや方法に類似する、周方向の流動を誘導するシステムや方法についての別の例を図示している。図７ではまた、形成装置８００の一部分の軸方向の断面図を示しており、これは例えば図４Ｂの形成装置５００に類似している。但し、図7のシステムには第４環状部材８０５を有する。環状膜８５０は成形装置８００から延伸領域８８０へと出射する。図7で図示されているように、環状膜８５０は冷却域８９０の中にまで引き込まれ、ポリマーチューブ８９５が形成される。ポリマーチューブ８９５は第４環状部材８０５に位置する。第４環状部材８０５は、矢印８０７に図示されているように回転運動するよう構成されている。第４環状部材８０５の回転によりポリマーチューブ８９５を回転させ、少なくとも延伸領域８８０において環状膜８５０を周方向に流動させる。第１環状部材８１０および／または第２環状部材８２０もまた周方向の流動を誘導するように回転運動するよう構成してもよい。

さらに、埋め込み型医療機器を作成する方法であって、周方向の配向を誘導する実施の形態によっては、ポリマーのT_m以下の温度でポリマーに応力を付与しても良い。例えば、ポリマーチューブ内の周方向の分子配向を、チューブ製造後に誘導することができる。

埋め込み型医療機器を作成する方法ある実施の形態では、第１の直径から第２の直径までチューブの円筒軸について放射状に拡張してもよい。実施の形態によっては、ポリマーの降伏点か弾性限度を超えてポリマーチューブを可塑的に拡張してもよい。ポリマーチューブを放射状に拡張すると、周方向の分子配向を引き起こし、ポリマーチューブにおける望ましい周方向の強度と弾性率または剛性を得ることができる。上述の通り、降伏点を超過して拡張されたポリマーは拡張されたままの形状を保つので、引き起こされた分子配向が保持される傾向がある。そして、第１の直径よりも大きな第２の直径を持つ拡張されたチューブから埋め込み型医療機器が製造される。

ある実施の形態では、放射状に加圧することによりチューブを放射状に拡張してもよい。チューブの損傷を抑制または防止するために、ポリマーの極限応力よりも低い圧力をかけることが望ましい。実施の形態によっては、環状部材の内部にチューブを配置し、ポリマーチューブの近位端に選択された圧力のガスを送り込むことにより、放射状の圧力を付与することができる。ポリマーの遠位端は閉じられている。端部はそれ以降の製造過程では開かれている。環状部材は、チューブの拡張をその内径に制限することによって、拡張されたチューブの直径をコントロールするよう作用する。環状部材の内径は、チューブの所望の直径と一致する。あるいは、導入されたガスを、所望の直径にまでチューブを拡張するようコントロールするのに使用することもできる。

実施の形態によっては、チューブの放射状の拡張を容易にするためにチューブを加熱してもよい。実施の形態によっては、チューブを放射状に加圧するに先立って、同時に及び／又はその後にチューブを加熱することができる。ある実施の形態では、周囲温度よりも高い温度のガスをチューブの表面および／または内部に送り込むことによりチューブを加熱することができる。

実施の形態によっては、医療機器を製造するに先立って、拡張されたチューブを冷却してもよい。チューブは周囲温度よりも低い温度で冷却される。また、拡張されたポリマーチューブの冷却は、周囲温度またはその付近の温度での冷却ステップを有していてもよい。

ある実施の形態では、機器は、放射状の拡張なしで作られた同等のポリマーチューブ製の同等の機器よりも少なくとも一つのより望ましい力学的性質を有している。拡張されたポリマーチューブの寸法は、放射状拡張によらないで作られた同等のポリマーチューブの直径に等しい。さらに、同等のポリマーチューブ製の機器の製造は、冷却されたポリマーチューブ製の機器の製造と同様である。

ある実施の形態では、ポリマーのT_gよりも低い温度でポリマーチューブを拡張してもよい。またある実施の形態では、ポリマーのT_g以上かつポリマーのT_m以下の温度領域においてポリマーチューブを拡張してもよい。T_mを下回る温度では、ポリマーチューブは加圧されても円筒状の形状を保持する。

ある実施の形態では、所望の程度の分子配向が得られ、その結果所望の特性の埋め込み型医療機器が得られるように、放射状拡張をコントロールしてもよい。例えば、加圧並びにポリマーチューブの温度及び冷却率などが、拡張されたポリマーチューブの周方向の強度および／または弾性率、剛性といった所望の特性を得るためにコントロールされる。

図８Ａと８Ｂは埋め込み型医療機器を作成するのに使用するポリマーチューブの拡張方法を図示する。図８Ａは、環状部材９１０の内側に配置された、外径９０５を有するポリマーチューブ９００の軸方向の断面図を示している。環状部材９１０は、その内径たる直径９１５にポリマーチューブ９００の拡張を制限する型として作用することができる。ポリマーチューブ９００は、遠位端９２０において閉じていてもよい。遠位端９２０は、それ以降の製造過程においては開かれていてもよい。空気や不活性ガスといったガスを、矢印９２５に図示されているように、ポリマーチューブ９００の開かれた近位端９３０へと送り込む。ポリマーチューブ９００は、送風前に周囲温度を上回る温度にまで加熱されたガスによって、加熱することができる。また、環状部材９１０の外側を加熱してもよい。送り込まれたガスと加熱の作用により、矢印９３５に図示されているように、ポリマーチューブ９００は放射状に拡張する。図８Ｂは、環状部材９１０の内部における、外径９４０を有する拡張された状態のポリマーチューブ９００を示している。

上述のように、埋め込み型医療機器は、平面状のポリマー膜やポリマーシートから作られたチューブから製造することができる。ここで「膜」や「シート」とは、その長さや幅と比較して厚さが薄いものをいう。

ある実施の形態では、膜を円筒状に丸め込むことによりチューブを形成してもよい。そしてシートは好適な接着剤で接合される。膜は、その円筒軸に平行または実質的に平行な対向する端部で接合される。膜は、形成されたチューブが望ましい直径を持つよう切断される。

２軸配向を有するポリマー膜からポリマーチューブを作ることが望ましい。ポリマー膜やシートはいくつかの異なるプロセスを経て作られる。延伸フィルムや吹き込みシートは、プリフォーム又はパリソンを拡張し引き伸ばすことによって作られる。プリフォーム又はパリソンとは、ブロー成形機のダイヘッドから押し出され、型の内部で拡張させた中空の溶融チューブのことである。ブロー成形プロセスでは、パリソンに空気が吹き込まれて、気泡ができる。そしてその気泡はローラーを通り、膜やシートは適当な厚さにまで引き伸ばされる。別のプロセスでは、ポリマー膜は圧縮成形のような、スリットダイから押し出されることによっても作られる。さらに、キャスト膜はキャストフィルムや冷却ロール押し出しプロセスによって作られる。キャスト膜プロセスにおいては、押し出された膜やシートはいくつかのクロムめっき面の冷却ロールと接触させることによってその寸法が固定される。延伸フィルムはある２軸分子配向を持つ。押出フィルムは、押出方向に分子配向を持つ。しかし、キャストフィルムは通常は分子配向をほとんど有さない。

また、所望の程度の２軸分子配向を有するポリマー膜は、２軸延伸を用いてインフレート、押出またはキャストフィルムから製造される。埋め込み型医療機器を作成する方法のある実施の形態には、延伸の第１軸に沿って膜を引き延ばしてもよい。実施の形態によってはさらに、延伸の第２軸に沿って膜を引き延ばしてもよい。膜は引張力や引抜き張力によって引き延ばされる。膜を引き延ばすと、ポリマー膜の分子配向を引き起こされ、その結果、延伸の第１軸と第２軸方向の高い強度と弾性率又は剛性とをもたられる。

ある実施の形態では、埋め込み型医療機器を延伸フィルムから製造してもよい。ある実施の形態では、延伸フィルムからチューブを形成することにより、引き延ばされた膜から埋め込み型医療機器を製造する。延伸フィルムから埋め込み型医療機器を作るある実施の形態では、少なくともチューブの一部分に、１つ以上の支柱のあるパターンを作るものもある。別の実施の形態では、引き延ばされたシートからチューブを形成する前に、引き延ばされた膜上にパターンが作られる。

そうした機器の力学的性質は、引き延ばされていない膜から製造された同等の機器のものよりも望ましい。その機器の寸法は、引き延ばされていないポリマー膜から作られた同等の機器の寸法と等しい。同等の機器の製造は、その機器の製造と同様である。

ある実施の形態では、所望の程度の分子配向が得られ、その結果所望の特性の埋め込み型医療機器が得られるように、延伸をコントロールしてもよい。延伸に利用される引張力、軸方向にかかる張力の相対値や、延伸の最中の膜の温度といった様々のプロセスパラメータを調整することにより、延伸をコントロールする。

ある実施の形態では、ポリマー膜はテンターを用いて引き延ばされる。テンターでは、温度調節された箱の中で延伸が行われる。箱の中においては、少なくとも一つの軸に沿って引張力や引抜き張力を発生するテンターフックによって、膜のいずれかの端部が把持されている。軸に沿った延伸の度合いは両軸ともに実質的に等しい、もしくは不均衡である。よって、延伸フィルムから作られたポリマーチューブの力学的性質は、それぞれの軸方向における延伸の程度及び延伸の相対量によってコントロールすることができる。

ある実施の形態では、少なくとも一つの延伸軸に対して、チューブの円筒軸方向に所望の相対的な配向を有するようにチューブを形成してもよい。延伸シートから作られたチューブの円筒軸は、延伸の第１軸および／または第２軸に対して平行、垂直または平行と垂直との間の角度を有することができる。図９は延伸シートから作られたチューブの延伸軸９４４と円筒軸９４６との関係を図示したｘ−ｙ座標面９４２を示している。角度９４８は、延伸軸９４４と円筒軸９４６との相対的な配向である。

ポリマーの引き延ばしや変形による、強度等の力学的性質の最大限の改善は、その引き延ばしや変形の軸の方向に対応する。よって、チューブの円筒軸を引き延ばしの軸に垂直にすると、チューブ、そしてそのチューブから作る機器の周方向の強度を最大限にすることができる。図１０Ａは２軸分子配向を持つよう、矢印９５５と９６０で示す二つの軸に沿って延伸されたポリマー膜９５０を図示している。図１０Ｂは、ポリマー膜９５０から作られたポリマーチューブ９７５を示している。図１０Ａにおいて矢印９５５と９６０に示す軸が、それぞれポリマーチューブ９７５の半径方向と円筒軸とに沿うようにポリマーチューブ９７５は作られている。

実施の形態によっては、延伸の第１軸および／または第２軸方向に、ポリマーの降伏点や弾性限度を超過して、膜は可塑的に引き延ばしてもよい。しかし、膜に対する損傷を抑制するまたは避けるためにポリマーの極限応力よりも低い応力が付与されるように延伸するのが望ましい。

または、ポリマーチューブは弾性的に引き延ばしてもよい。延伸の後、収縮と誘導された分子配向の消失を阻止するために、弾性的に延伸された膜は比較的速やかに冷却される。例えば、引き延ばされた膜は、周囲温度よりもはるかに下回る温度において冷却される。

ある実施の形態では、ポリマー膜はポリマーのT_g以上かつT_m以下の温度において引き延ばされる。T_mを下回る温度では、張力を加えても平面状のポリマー膜はその形状を保持する。別の実施の形態では、ポリマーのT_g以下の温度において膜は引き延ばされる。さらに、引き延ばされた膜から作られたポリマーチューブの周方向の強度および／または弾性率や剛性といった所望の特性が得られるように、膜の温度はコントロールすることができる。

本発明の詳しい実施の形態が示され説明されてきたが、当業者にとっては、本発明を逸脱しない限りより広い意味での変化や修正が可能であることは明らかである。よって、添付の請求項はその範囲において、本発明の精神とその範囲に含まれる変化と修正を包含するものである。

チューブを示す図である。 パターンを有する埋め込み型医療機器を３次元化したものを示す図である。 埋め込み型医療機器を製造するシステムと方法を示す図である。 形成装置の径方向の断面図である。 形成装置の軸方向の断面図である。 形成装置の軸方向の断面図である。 形成装置の軸方向の断面図である。 形成装置の軸方向の断面図である。 チューブを拡張する方法を示す図である。 チューブを拡張する方法を示す図である。 ｘ−ｙ座標面を示す図である。 膜を示す図である。 チューブを示す図である。

Claims (36)

1. 第２環状部材の内部に配置された第１環状部材を備え、生体吸収性ポリマーが環状膜としてそれらの環状部材の間の環状空胴を通って運ばれる成形装置の中に、前記生体吸収性ポリマーを送り込む工程と、
   周方向の流動を引き起こす前記環状膜を放射状に拡張する工程と、
   前記拡張された環状膜からチューブを形成する工程と、
   生体吸収性ポリマーチューブから、相互に連結された支柱の網を有するバルーン拡張式のステント足場を製造する工程と、
   を備えるステント足場の製造方法。
2. 前記環状膜を前記装置から出た後に拡張する、請求項１に記載の方法。
3. 前記環状膜は、選択された圧力の下、ガスによって拡張される、請求項１に記載の方法。
4. 前記ガスは、第１環状部材の内側にある第２環状部材を通って運ばれる、請求項３に記載の方法。
5. ステント足場の望ましい性質を得るために、前記ガスの圧力を制御する工程をさらに備える、請求項３に記載の方法。
6. ステント足場の望ましい性質を得るために、前記環状膜の温度を制御する工程をさらに備える、請求項１に記載の方法。
7. 前記拡張された環状膜の温度は、前記ポリマーの融解温度よりも高い、請求項１に記載の方法。
8. 前記拡張された環状膜を、望ましい直径にまで引っ張る工程をさらに備える、請求項１に記載の方法。
9. 前記拡張された環状膜を、周囲温度で、もしくは実質的に周囲温度で冷却する工程をさらに備える、請求項１に記載の方法。
10. 前記拡張された環状膜を、周囲温度よりも低い温度で冷却する工程を備える、請求項１に記載の方法。
11. 第１の直径から第２の直径まで、生体吸収性ポリマーチューブをその円筒軸の周りに放射状に拡張する工程であって、前記生体吸収性ポリマーチューブは可塑的に拡張される工程と、
    前記生体吸収性ポリマーチューブから、相互に連結された支柱の網を有するバルーン拡張式のステント足場を製造する工程と、を備えるステント足場の製造方法。
12. 前記チューブはポリマーから成り、前記拡張中のチューブの温度は、ポリマーのガラス転移温度以上、ポリマーの融解温度以下である、請求項１１に記載の方法。
13. 前記拡張されたチューブを冷却する工程をさらに備える、請求項１１に記載の方法。
14. 前記拡張されたチューブを冷却する工程は、周囲温度よりも低い温度で前記拡張されたチューブを冷却する工程を備える、請求項１３に記載の方法。
15. 前記拡張されたチューブを冷却する工程は、周囲温度、または実質的に周囲温度で、前記拡張されたチューブを冷却する工程を備える、請求項１３に記載の方法。
16. 前記チューブの放射状拡張がチューブ内の周方向の分子配向を引き起こす、請求項１１に記載の方法。
17. 第２環状部材の内部に配置された第１環状部材を備え、生体吸収性ポリマーが環状膜としてそれらの環状部材の間の環状空胴を通って運ばれる成形装置の中に、前記生体吸収性ポリマーを送り込む工程と、
    前記環状膜内において周方向の流動を引き起こす工程と、
    前記環状膜から生体吸収性チューブを形成する工程と、
    生体吸収性ポリマーチューブから、相互に連結された支柱の網を有するバルーン拡張式のステント足場を製造する工程と、を備えるステント足場の製造方法。
18. 前記送り込まれるポリマーの温度は前記ポリマーの融解温度よりも高い、請求項１又は１７に記載の方法。
19. 前記送り込まれるポリマーの温度は、前記ポリマーの融解温度よりも低い温度であって、前記成形装置は前記ポリマーを溶解するよう構成されている、請求項１又は１７に記載の方法。
20. 前記ポリマーが、前記ポリマーと溶媒との混合物の中に送り込まれる、請求項１又は１７に記載の方法。
21. 前記環状膜の温度は、前記ポリマーの融解温度よりも高い、請求項１又は１７に記載の方法。
22. 前記チューブの温度は、前記ポリマーの融解温度よりも低い、請求項１７に記載の方法。
23. 前記成形装置は、押出し成形機を備える、請求項１７に記載の方法。
24. 前記周方向の流動が、前記第１環状部材および／または前記第２環状部材を回転させることによって前記環状膜内で引き起こされる、請求項１７に記載の方法。
25. 前記周方向の流動が、回転する前記第１環状部材の表面の少なくとも一部分のらせん状のチャンネルにより前記環状膜内で引き起こされる、請求項２４に記載の方法。
26. 前記周方向の流動が、回転する前記第２環状部材の表面の少なくとも一部分のらせん状のチャンネルにより前記環状膜内で引き起こされる、請求項２４に記載の方法。
27. 前記周方向の流動が、前記環状膜の少なくとも一部分を回転させるよう構成されている第３環状部材を覆ってまたはその内側に配置された前記成形装置の外側にある前記環状膜の少なくとも一部分で、前記環状膜内において引き起こされる、請求項１７に記載の方法。
28. 前記周方向の流動が、前記チューブを回転させることにより環状膜内において引き起こされる、請求項１７に記載の方法。
29. 前記チューブが、前記チューブを回転させるよう構成された第３環状部材を覆ってまたはその内側に前記チューブを設置することにより回転される、請求項２８に記載の方法。
30. 前記周方向の流動が、前記成形装置の外側にある前記第１環状部材の少なくとも一部分で、前記成形装置の外側の前記環状膜において引き起こされる、請求項１７に記載の方法。
31. 前記第１環状部材の回転が、前記成形装置の外側の環状膜の少なくとも一部分への周方向の流動を引き起こす請求項３０に記載の方法。
32. 前記環状膜の周方向の流動が、環状膜内における周方向の分子配向を引き起こす、請求項１７に記載の方法。
33. 前記ステント足場における周方向の強度を得るために、引き起こされる周方向の流動を制御する工程をさらに備える、請求項１７に記載の方法。
34. 前記環状膜を冷却するに先立って、望ましい直径にまで前記環状膜を引き延ばす工程をさらに備える、請求項１７に記載の方法。
35. 周囲温度またはその付近の温度で前記環状膜を冷却する工程をさらに備える、請求項１７に記載の方法。
36. 周囲温度よりも低い温度で前記環状膜を冷却する工程をさらに備える、請求項１７に記載の方法。

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