JP4988570B2 - 生体吸収性自己拡張型腔内器具 - Google Patents

Description

本発明は移植可能な医療器具を対象とする。特に本発明は、自己拡張型生体吸収性腔内器具を対象とする。

様々な移植可能な医療器具が、病変した、負傷した、又は変形した体の導管を処置するために開発されてきた。機能不全となっている体の導管の内径が減少している場合、通常は、その導管を通る生命維持に必要な流体又は気体の流れが減少する。極端な場合は機能不全の導管が閉塞する。閉塞した又は狭窄した体の導管を、開く及び／又は拡張する、あるいは他に処置するために使用する移植可能な医療器具は、その器具の展開後、しばらくの間導管に留まることが多い。その器具は、主に機能不全となっている導管内部の機械的支持体として機能し、導管をより開いた、又は開存した状態に維持するために役立つ。

これら種類の移植可能な医療器具は、通常カテーテル、又は他の送達機構を用いて、その器具が使用される体の導管の病変領域へ向かって健康な体の導管を通される。これら器具の多くは、ステンレススチール、コバルト−クロム及び他の貴金属、並びに／又はこれらの合金のような、移植に適した変形可能な金属で作られた骨組構造体である。これら器具は、器具の骨組構造体内部に配置されたバルーンで補助して使用されることが多く、そのバルーンは、体の導管の内側、すなわち内腔の壁を圧迫してその壁と係合するまでその骨組構造体を拡張する。他の器具は、膨張性バルーン又は他の機械的拡張手段の補助なしで、その器具が圧縮形状から拡張形態に「自己拡張」することを可能にする、構成及び材料組成の組合せを備えている。いくつかの器具は、熱又は貯蔵弾性エネルギー単独の影響を受けて自己拡張する。これらの器具は、一般に超弾性ニッケル−チタン組成物（ニチノール）と呼ばれる形状記憶合金を用いて通常作られる。形状記憶器具は、膨張性バルーンの必要性を低減するかあるいはなくすことを目的としている。

そのような移植可能な金属器具にはこれら及び他の利点があるものの、緩和、処置又は治療が効果を奏した後も器具は体の導管に残っている。ある状況では所定位置に器具を残しても無害な場合もあるが、別の状況では器具が体の導管に残っていないことが好ましい場合もある。金属移植物を患者に残すことにおける特別の懸念は、器具が移植された結果その後の処置が患者に及ぼすかも知れない悪影響である。例えば、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の作り出す強い磁場は、金属移植物と相互作用して不利になる場合がある。また、常在的に移植された器具の存在により、器具が移植された組織に擦過又は浸食が生じうる。加えて、その後の腔内処置により、先に移植した器具との不利な遭遇、又は相互作用が生じる場合もある。

体の導管から移植可能な医療器具を除去する方法の１つは、移植患者の生理学的過程によって吸収あるいは分解される、ある種のポリマー材料から器具を作製することである。生体吸収性移植物は、長期間無害で体に吸収されるように設計したポリマー材料から作製される。生体吸収可能な材料は、「吸収性（absorbable）」、「生体吸収性（bioresorbable）」、「吸収性（resorbable）」、「分解性（degradable）」及び「生体分解性（biodegradable）」とも言う。本明細書では、これら全ての用語を本発明に関する用語である、生体吸収性の同義語とみなす。

最も一般的な生体吸収性ポリマー材料は、そのポリマー材料が、移植患者に対して実質的に無毒の代謝産物、又は分解生成物へ加水分解されることにより、移植患者から除去される。生体吸収性ポリマー材料の吸収は、生体吸収性材料を水性流体及び／又はある種の酵素に正常な生理学的条件下で暴露することにより通常は開始する。生体吸収過程は、器具が体の導管、又は他の移植部位から完全になくなるまで継続するのが普通である。

移植可能な医療器具を作るのに使用される特定のポリマーは、その器具の特性の多くを決定する。特に顕著なものは、生体吸収性ポリマー及びその分解生成物の生体適合性、生体吸収速度、器具が移植される組織との機械的な適合性及び追従性、拡張速度、もしあるならば器具の機械的強度、並びに幾何学的設計である。

組織追従性であるが強度の乏しい、機械的に拡張可能な分解性ステントの例が、Beckらの米国特許第５１４７３８５号に開示されている。Beckらのステントはポリ（ε−カプロラクトン）ポリマーで作られている。Beckらによれば、ポリ（ε−カプロラクトン）ポリマーは４５〜７５℃の温度範囲で溶融する。このことによって、加熱したバルーンカテーテルで補助してステントを内腔に展開したときに、ステントを体の内腔に対して溶融成形する能力が付与されると言われている。残念なことに、ステントを作るのに使用するポリマー材料を体の導管内部に配置し、その融点より高温にして再成形工程を行う場合、加熱したバルーンから展開している器具への熱移動が不一致又は不均一であると、不規則で潜在的に予測不能な器具の変形が生じうる。その結果、ポリ（ε−カプロラクトン）、又は拡張するために人間の正常体温を超える温度での熱軟化又は溶融転移を必要とする同様のホモポリマーで作られる、体の導管用の分解性ステント又は他の一時的な足場として使用することを意図した移植可能な医療器具は、実用的な器具とするために十分な信頼性の機械的強度を欠くことが多い。

問題を抱えている他の拡張型生分解性ステントが、Healyらの米国特許第５６７０１６１号に開示されている。Healyらのステントは、拡張するためにガラス転移温度（Ｔ_g）付近又はそれを超えて加熱する必要がある、ｌ−ラクチド及びε−カプロラクトンのコポリマーで作られる。ステントの生体内機械的強度は、コポリマーのＴ_g未満で存在するガラス状態によって付与される特性に左右される。そのステントは、「約３８℃〜５５℃で熱的に補助された機械的拡張過程」を用いて拡張可能であると記載されている。このようにHealyらのステントは、人間の正常体温である３７℃では拡張せず、もし拡張をステントのＴ_g未満で見られる脆性のガラス状態で試みた場合、「潜在的に危険な」破断の危険を冒すものであると記載されている。

Beckらと同様、Healyらのステントは、塑性変形によって安全に再成形し、拡張し、展開状態にすることが可能となる前に、人間の正常体温を超える温度に確実に加熱して熱転移を行わなければならない。Healyらは、体の内腔を支持するのに十分な機械的強度と、人間の正常体温よりわずかに高温でステントを再成形し拡張する能力とのバランスを実現する、ｌ−ラクチド及びε−カプロラクトンのコポリマーからステントが作れることを示唆している。そうであっても、人間の正常体温より高温の熱転移を必要とするｌ−ラクチド及びε−カプロラクトンのコポリマーで作られた拡張型内腔器具については、それが体の導管内部にあるときは、常に人間の正常体温を超えてその器具に熱を与える必要がある。

移植可能な医療器具の作製に使用される「形状記憶」特性を示す生体分解性乳酸系ポリマー材料が、Shikinamiの米国特許第６２８１２６２号に開示されている。Shikinamiの材料を用いて作りうる様々な医療器具のうち、体の導管用の拡張性支持体が開示されている。支持体は最初に円筒形状に作られ、続いて高温で第２形状へと崩壊する。ポリマーのガラス転移温度（Ｔ_g）未満に冷却すると、支持体は第２の崩壊形状のままとなる。支持体を、ガラス転移温度（Ｔ_g）より高いがポリマー材料の結晶化温度（Ｔ_c）未満の温度（Ｔ_f）で再加熱した場合、支持体はその初期形状に復帰する。

主なポリマーはポリ−ｄ，ｌ−乳酸である。ポリマーに使用する乳酸異性体の比率は、最終ポリマー材料で様々な熱転移特性を実現するために様々であってよい。主なポリマーは、他の生体分解性又は生体吸収性のポリマー、例えば結晶性のポリ−ｌ−乳酸、ポリ−ｄ−乳酸、ポリグリコール酸、不定形のポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、又はポリトリメチレンカーボネートと、混合又はブレンドしてもよい。Shikinamiは、彼の発明に使用するため選択した特定のポリマー材料に関係なく、「形状回復処理」を４５℃〜１００℃と人間の正常体温を超える温度で行わなければならないと指摘している。

人間の正常体温を超える熱をその場で与えることを必要とする器具が、最も問題である。そのような処置に伴う痛みのような不快さを患者にもたらす可能性に加えて、器具を用いて医療処置することを意図した同じ組織への局所損傷も起こりうる。さらに、「内腔組織」へのそのような損傷が、移植部位で開始する、過形成のような望ましくない組織過程を刺激するかどうかも明らかではない。

Stinsonの米国特許第６２４５１０３号には、熱を与えずに自己拡張する生体吸収性フィラメントから作製した、自己拡張型ステントが開示されている。このステントは、ステントのブレイド構造及びある種のフィラメントの化学構造のおかげで、金属ステントと同様の半径方向強度を備えていると言われている。Stinsonのチューブ状自己拡張型ステントは、生体吸収性材料の弾性フィラメントをらせん状に巻いて織り交ぜて、特定のブレイド構造とすることによって作られる。互いに作用して、「送達器具から展開する際に、体の血管にステントを移植するのに十分な外向きの半径方向の力を作り出す」、２組の織り交ぜられたフィラメントを用いることによって、半径方向強度がブレイドステントに付与される。

ステントの形状が圧縮形態から拡張形態へと変化するにつれ、ステントの半径は増大し、軸長さは減少する。Stinsonによれば、器具の短縮は予想可能であって補償可能である。そうだとしても、ステントの短縮は、いくつかの用途、例えば心臓血管用途では許容できない場合がある。

ブレイドフィラメントで作られた同様の生体吸収性自己拡張型ステントが、Jadhavの米国特許第６３６８３４６号に開示されている。Jadhavの主な教示は、フィラメントを作るために、コポリマーの代わりに生体吸収性ポリマーブレンドを使用することである。フィラメント材料の化学組成は、新しいバッチのコポリマー材料を合成するよりもブレンドによってより簡単に調整できると言われているため、Jadhavによればブレンドポリマーが好ましい。ブレンドはまた、合成コポリマーに一般的なバッチ間ばらつきを低減すると言われている。Stinsonと同様、上記ブレイドフィラメントは圧縮ステントが半径方向に拡張する際に長さが短縮するチューブ状構造体を形成する。

Jadhavはまた、ブレンドされた生体吸収性ポリマーで作られる、半径方向に自己拡張する押出加工されたチューブ状ステントの実施態様を開示している。ステントの壁には（複数の）開口部が存在してもよい。ブレイドステントと同様、Jadhavの押出加工ステントもまた「軸方向収縮性」であって、直径が増大し半径方向に拡張するにつれて長さが短くなる。展開中の過度の短縮（例えば約１０％を超える短縮）は、展開が不正確となり、体の導管の壁組織に遺伝子内損傷をもたらしうる。

Igakiが米国特許第６２００３３５号で開示するステントは、ステントを移植する組織内部により追従性であることを意図したものである。この目的のために、ステントの壁は、ステントの各端部に向かって厚さが徐々に減少している。追加の可撓性は、先細の壁材料に穴を導入することによりステントに付与できる。この組み合わせにより、Igakiが血管に代表的なおよその値として記載する、３×１０⁷パスカルかそれより若干大きいヤング率を有するステント構造体が得られる。主に金属ステントを対象としているものの、Igakiは、彼のチューブ状ステントを、「生体吸収性」を備えたポリマー材料を押出又は射出成形して作れることを示唆している。Igakiのステントが圧縮可能又は拡張可能であるとは言及されておらず、むしろそのステントは単純に挿入物としてのみ言及されている。体の導管を通して移送するために圧縮可能で、かつ移植部位に器具を送達するために拡張可能である腔内器具の利点は、外科手術分野で周知であってよく認識されている。

実質的に、上記要約した生体吸収性ステントの全ては、容易に入手可能であるα−ヒドロキシエステルポリマー並びにグリコリド及びラクチドに由来するコポリマーに依拠している。モノマー成分は加水分解性結合を有するため予測可能な吸収速度を与えるが、このモノマー成分はポリマー鎖に自由回転する脂肪族成分をごく限られた量だけもたらす。その結果、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）はおよそ３６℃と比較的高いガラス転移温度（Ｔ_g）を有するが（Benicewicz BC, Hopper PK., "Polymer for Absorbable Surgical Sutures - Part I," Journal of Bioactive and Compatible Polymers, 5: 453-472 (1990)）、一方ポリ乳酸（ＰＬＡ）はＴ_gをおよそ５２℃にする（Middleton JC, Tipton AJ., "Synthetic Biodegradable Polymers as Orthopedic Devices", Biomaterials 21: 2335-2346 (2000)）。さらに、ポリグリコリド（ＰＧＡ）及び単一異性体のポリラクチド（ｄ−ＰＬＡ又はｌ−ＰＬＡ）の両方とも結晶化する能力を有しており、寸法の安定化及びポリマー剛性の増大の両方をもたらす。

ポリマー鎖にいくらか改善した可撓性を付与するために、上記要約した参照文献の多くでは、５つの連続したメチレン基の大きい脂肪族成分を有するモノマーを利用したポリエステルである、ポリカプロラクトンと、α−ヒドロキシエステルとをブレンドあるいは共重合することのいずれかを利用している。この増加した脂肪族成分は、ポリカプロラクトンに、α−ヒドロキシエステルと比べて不定形状態でのより高い可撓性及び非常に低いＴ_gを付与する。この比較的延長した脂肪族鎖成分が回転するといった特徴により、鎖の可動性が改善し、得られるＴ_gがおよそマイナス６０℃（−６０℃）となる（Middleton JC, Tipton AJ., "Synthetic Biodegradable Polymers as Orthopedic Devices," Biomaterials 21: 2335-2346 (2000)）。この回転による効果は、付随する剛直性により結晶化するポリカプロラクトンの傾向によりいくらか弱められる。

α−ヒドロキシエステル及びカプロラクトン系ポリマーの、このように組み合わせた構造特性は、器具を展開するために正常な体温を超える熱の付与及び／又は外部から与えた力を必要とする生体吸収性ステント構造体に、特定の熱及び曲げ特性をもたらす。特記すべきは、ポリカプロラクトンホモポリマーは生体内で特に長寿命であることである。

上述したように、器具を形成及び展開するためのポリマー及び方法によって、上記要約した器具にもたらされる固有の機械的弱さに加え、移植部位にて移植可能な器具、特に内腔器具に熱を与えることに固有の危険も存在する。従って、材料が熱転移を経ることを必要とせず、そして特に移植部位にて器具に熱を与えることを必要とせずに、移植可能な医療器具のポリマー材料が高い信頼性で形状を変化、又は変形できることが望ましい。体温又は体温近辺で展開したときに器具が拡張した形態を取ることを可能にする生体適合性材料で作られた、非伸長性、自己拡張型の移植可能な医療器具には数多くの臨床上の利点がある。

そのため、人間の正常体温又はその体温未満で、体の導管の内側又は外側で支持体が高い信頼性で展開できるように構成した材料から作られた、体の導管用の非伸長性自己拡張型支持体が必要とされている。さらに、移植部位からの完全な支持体除去を確実にするため、そして必要であればその後の処置で他の器具を移植する機会を提供するために、移植のおよそ１年以内に体内に生体吸収される、体の導管用の支持体が必要とされている。

上記要約したステントは全て、ステントの半径方向の圧縮及び拡張に伴って実質的に軸長さが変化せず、かつポリマー材料が熱転移を経ずに人間の正常体温又はそれ未満で自己拡張する、可撓性で有窓部のある一体骨組構造体として、非ブレンドの加水分解性ポリマー材料から作製される、体の導管に使用する移植可能な医療器具に必要な条件を満たしていない。またこれら器具は、器具の様々な部品、セグメント又は部分において、様々な生体吸収速度を提供しない。

本発明は、本発明物を作るのに使用するポリマー材料が熱転移を経ることなく、人間の正常体温又はそれ未満で自己拡張する、体の導管の内側又は外側で使用する生体吸収性医療器具を対象としている。この器具は、病理的に大きさが減少した内腔空間を有する、病変した、損傷した又は変形した組織に移植される。一般的にこの器具は、カテーテル又は他の送達手段を用い、圧縮した形態で、体の導管の健康な部分を通して移植部位へ移送される。この器具は、送達カテーテルのある部分の内部に圧縮された形態で拘束されているか、あるいは送達カテーテル上に配置されて上にある被覆又はシースの内部に拘束されているのが普通である。カテーテル内部に拘束されている場合、適切な手段を用いてカテーテルの開放している遠位端部からその器具を単純に押し出すことができる。拘束シースを用いる送達システムの場合、カテーテルに組み込まれた作動機構、又は他の機構、例えば、"Deployment System For An Expadable Medical Device"（２００４年７月１６日に出願した米国特許出願番号（未付与）に開示、この出願は２００３年８月８日に出願した係属中の出願番号第１０／６３７９８６号の部分継続出願であり、この元出願は２００３年１月１７日に出願した係属中の出願番号第１０／３４６５９８号の部分継続出願である）を用いて、シースを器具から引き込むことができる。

半径方向の拘束を本発明の器具から除去するとその器具は自由となり、外部から力を与える及び／又は熱転移を経ることを必要とせずに直径が増大する。自由になった器具は、その器具が壁組織に移植され、埋め込まれ、あるいは固定されるまで、自己拡張し、内腔空間を画定する壁組織に接触し、及びその組織を外に向かって半径方向に圧迫し続ける。一旦移植されると、その器具は体の導管の組織壁に機械的支持又は他の医療上の利点を提供する。器具が縮小して最終的に完全に生体吸収される点まで、その器具の生体吸収性材料が吸収されるまでの間、その器具は機能し続ける。

いくつかの実施態様では、本発明の器具は膨張性バルーン上に取り付けられて移植部位に送達される。器具の移植と組み合わせて体の導管の直径を増大又は膨張する必要がある場合、器具が自由になって組織壁を圧迫するように、バルーンを器具と一緒に膨張してもよい。また膨張性バルーンは、部分的に拡張した自己拡張型器具を完全に拡張するために使用することもできる。

本発明の器具は、好ましくは非ブレンドの加水分解性コポリマー材料から作られる。これらのポリマーは、α−ヒドロキシエステルと、器具に追加の弾性を付与する軟らかい非結晶性セグメントとの組合せを有している。α−ヒドロキシエステル成分を有しているために、その器具はエステル官能基に付随した予測可能な加水分解速度を有する。その結果、加水分解性が制御されたこの分解は、酵素活性による影響が最小限であるため、移植ホスト全体で一定である。

本発明で使用するポリマー材料はブレンドされない。というよりも、ポリマー成分は共有結合して、非ブレンドのブロックコポリマーを生成する。２種以上のポリマーをブレンドするとポリマー移動の危険性を伴い、濃度勾配に至る、及び場合によっては構成成分ポリマーが別々の相へ分離する可能性がある。これら全ての危険性は生体吸収性器具の物理的及び／又は機械的特性に影響を及ぼす。そのような移動は、実際の組成及び移植物が暴露される環境の両方に依存して、作製後いつでも生じうる。高温にて、気体殺菌条件下で、特にその移動についての懸念が生じる。

これらポリマー材料を用いて作られる本発明の器具は熱転移を必要とせずに、器具に与えられた圧縮力を解放した後、３７℃の水性媒体中で２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。加えてこの器具は、圧縮された形態から圧縮されていない、すなわち拡張した形状へ変化させるために外部から与える力を必要としない。これらの特性を備えた本発明の器具をここでは「自己拡張型」であるという。

本発明の器具（１０）を作製するのに使用される非ブレンド加水分解性コポリマー材料は、多数の有窓部（１４）すなわち穴が存在する、一体骨組構造体（１２）形状である。本発明の一体骨組構造体は、フィラメント状又はワイヤ状の材料で作られていない。従って、本発明の一体骨組構造体は、生体吸収性ポリマー材料で織られた又はブレイドされたものではなく、他の織り交ぜた構造体でもない。織られた又はブレイドされた骨組構造体は、織物又はブレイドのフィラメント状要素が互いに滑ることを必要とし、一般に圧縮力にさらしたときにステントの伸長が生じる。本発明の一体骨組構造体は、器具が半径方向に拡張したときに伸長しない。

とりわけ、本発明物は、循環器系構造のような生命維持に係わる小径の体の導管内に展開することが可能である。これらの用途は、体の導管内での器具の正確な配置を必要とすることが多い。半径方向に拡張したときに器具の長さが短くなる場合、この器具はこれらの用途で必要とされる正確な配置に利用するのは容易ではない。適切にイメージされる本発明の器具は、半径方向の拡張及び移植の最中に、器具の一体骨組構造体の長さが短くならないため、体の導管内に正確に配置できる。器具の半径寸法が変化しても軸長さが顕著に（すなわち約１０％より多く）変化しない本発明の器具を、ここでは「非伸長性」であるという。

本発明の器具は移植される組織からの半径方向の圧縮力に耐えるため十分に強いものの、この器具のヤング率は器具が移植される組織と同じかそれより低い。従って、本発明のチューブ状器具は、開放している未圧縮かつ未拘束の（すなわち完全に展開した）形態で長手方向について評価したときに、引張りヤング率がおよそ２．１×１０⁶パスカルである非伸長性の一体骨組構造体を備えている。その結果、本発明の器具は移植される組織へよく追従する。多数の有窓部が一体骨組構造体に設けられ、器具の組織追従性をさらに高めて組織の内殖を可能にする。組織の内殖によってさらに器具を固定できる。

本発明の目的は、熱転移を経ることなく人間の正常体温かそれ未満での水性条件下で、従来の送達手段を用いて高い信頼性で器具を展開することを可能にする、既知の組成、機械的特性及び生体吸収速度の非ブレンド加水分解性ポリマー化合物で作られた、体の導管用の自己拡張型・非伸長性・生体吸収性の支持体を提供することである。この器具は、移植後１年以内に移植患者によって完全に吸収されるように構成できる。

従って、本発明の実施態様の１つは、多数の有窓部を画定する一体骨組構造体を含む移植可能な医療器具であって、その骨組構造体は非ブレンド加水分解性ポリマー材料を含み、その骨組構造体は実質的にチューブ形状であって、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬しながら圧縮力を付与及び解放した後２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。

本発明では、気体を含む流体を体の導管に一旦移植された器具に通すことが意図されているため、本発明は一般的なチューブ形状に構成されるのが普通である。いくつかの用途では、本発明は、体の導管の支持体の代わりに、又はそれに加えて、フィルタ器具として機能しうる。フィルタ特性を備えた本発明の器具は、一般に円錐又は先細の形状である。これらのフィルタ器具では、流体は骨組構造体の有窓部を通って流れる。本発明のチューブ状形態と同様に、これらの本発明の他の形態もまた自己拡張型である。

これらの実施態様では、本発明は多数の有窓部を画定する一体骨組構造体を含み、その骨組構造体は非ブレンド加水分解性ポリマー材料を含み、その骨組構造体は軸長さと円形横断面形状とを有し、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬しながら圧縮力を付与及び解放した後２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。好ましい実施態様では、円形横断面形状は器具の軸長さに沿って直径が変化する。

本発明のこれら又は他の実施態様は、器具の他の部品、セグメント又は部分と形状が異なる部品、セグメント又は部分を有する生体吸収性材料で作ることができる。その結果、生体吸収性材料の質量は器具のある部分と他の部分とで異なる。これらの差異は本発明の機械的特性及び機能に直接影響しうる。

さらに別の実施態様では、本発明の様々な部品、セグメント又は部分が、様々な化学組成の生体吸収性ポリマーで構成される。それぞれの特定のポリマー組成の持つ生体吸収速度は、その組成に応じて様々である。そのため、器具のある部品、セグメント又は部分における生体吸収速度は、器具の他の部品、セグメント又は部分における生体吸収速度と異なる。

本発明の実施態様では、形状及び化学組成の異なる骨組部材を有する単一構造体に、これらの特徴を組み合わせてもよい。様々な生体吸収性ポリマー、ポリマー比、及び／又は様々な形状で作製した本発明の器具は、様々な速度で生体吸収される複数の部分を有している。これら可変の生体吸収特性のいずれか又は全てを有する器具を、ここでは「プログラムされた生体吸収速度」を有しているという。

本発明のフィルタ器具の好ましい実施態様には、一連の骨組要素、又は支柱が含まれており、その支柱の間に流体が流れるための開口部を備えた、実質的に円錐状の形態を形成する。支柱はその長さに沿って幅が先細になっており、円錐構造体の中心に向かって狭くなっている。本発明のある部分の機械的性能は、その部分の形状に依存する。その結果、器具の中心付近の先細になっている支柱の狭い部分は、フィルタ器具の周縁部にある幅広の支柱部分と比べて、速い速度で体の導管から除去される。

他の実施態様のフィルタ器具には、一連の骨組要素、又は支柱が含まれており、その支柱の間に流体が流れるための開口部を備えた、実質的に円錐状の形態を形成する。骨組要素は、その骨組要素の位置が異なると化学組成が異なる、生体吸収性ポリマー材料で作られる。

さらに別の実施態様では、両方の種類の骨組要素が組み合わせて使用され、本発明の体の導管用のフィルタ器具を形成する。

非吸収性の金属性支柱部材もまた、本発明の生体吸収性の形状物及び器具と組み合わせてもよい。

本発明は、体の導管のような身体構造の内側又は外側で使用するのに適した、移植可能な生体吸収性医療器具を対象とする。本発明は、身体構造用の支持部材、フィルタ及び／又はドラッグデリバリービヒクルとして使用するのに特に適している。本発明は、生体内で、自己拡張性及び圧縮力に対する抵抗性の両方を提供する。本発明の構成に使用するポリマー材料は、生体内で円周状の負荷又は点負荷のいずれかを受けた際に、本発明物が永続的な変形をしてしまう又は崩壊してしまうことを回避するのに十分な弾性を備えている。作製、殺菌、貯蔵、展開、移植、及び生体吸収の初期段階の間、永続的な圧縮歪みに対する抵抗性が本発明により維持される。

不定形ポリマーから作製した既に開示した器具は、そのＴ_gを超える温度で与えられた応力に応じて不定形ポリマーが変形する傾向があるために、作動条件がＴ_g未満に限られる。例えば、Ｔ_gが３０℃の不定形ポリマーから形成した構造体は、そのポリマーが比較的硬いガラス状態にあるために、室温の機械試験条件下、その弾性限界の範囲内で優れた強度を保持して変形を防ぐはずである。反対に、３７℃の水性条件下で存在するゴム状態にポリマーが転移した後は、機械的負荷を与えて圧縮すると、同様の構造体は変形し、あるいはさらに不可逆的に崩壊すると予想される。

そのような不定形ポリマーシステムに内在する、実効的な半径方向強度及び圧縮強度を維持するために、ポリマーシステムの実効Ｔ_gは予想される器具の作動温度（生体内で３７℃）より高くなければならない。Ｔ_g未満で作動する不定形システムの欠点の１つは、ポリマーシステムに存在するガラス状態では鎖の可動度が減少することである。このように鎖の可動度が制限されると、変形に対する強度及び抵抗性が増すといった利点を伴うが、寸法歪みを作り出すのに十分な負荷を与えると、塑性変形してしまうといった高い危険を冒すことになる。さらに、そのようなシステムをガラス状態へと効果的に凍結すると、ポリマー凝集及び関係する機械的剛性のために、そのシステムは負の生体反応をもたらす高い可能性を有する。加えて、本発明と同様の自己拡張特性を提供するためには、装填及び展開の時点で熱転移を適用することが必要である。

本発明は、予想される作動温度未満のＴ_gを有するが、生体内で維持される結晶性の存在によりポリマー架橋をもたらす半結晶ポリマー成分をも有している、ポリマーシステムを利用して、他の可撓性移植構造体に高い信頼性の寸法安定性を付与する。そのようなポリマーシステムの圧縮強度は低いが、このポリマーシステムは、与えた負荷をそらす能力が増大しており、かつ塑性変形する機会を減少させる。これら全てがそのシステムのＴ_gを超えるゴム状態に存在する不定形相に起因する。

ポリマーシステムのこれら及び他の生理化学的特性に基づいて、本発明は、結晶的性質、及び水性条件下で予想される作動温度（３７℃）未満のコポリマーＴ_gの両方を有する、非ブレンドブロックコポリマー材料を利用する。そのような構造によって、周囲の生理学的条件下で展開する際に、器具はその寸法安定性を保持しつつも、システムのＴ_gを超える作動条件によってもたらされるゴム状態のおかげで可撓性及び組織追従性をも維持することが確実となる。

コポリマー材料の軟らかくて可撓性の成分は、Ｔ_gを超える温度で負荷を与えると変形しうるため、そのような条件下での寸法安定性は本発明物の結晶化又はアニールの際に機能的に付与される。そのようなアニールを、Ｔ_odtを超える熱を与えることによって行ってもよく、ポリマー格子に浸透して機能的にポリマーのＴ_odtを周囲温度以下まで低下させることが可能な溶媒を用いて行ってもよい。

ほとんど全てのポリマーシステムについて、ガラス転移温度は示差走査熱量測定（ＤＳＣ）法によって実験的に決定できる。不定形であってかつ均一に混合したコポリマーシステムについては、個々のホモポリマーのＴ_g及び各コポリマー成分の質量分率が分かっていることを条件として、Ｆｏｘ式を用いてＴ_gを計算できる。
Ｆｏｘ式：
１／Ｔ_g＝Ｗ_a／Ｔ_ga＋Ｗ_b／Ｔ_gb
Ｔ_ga及びＴ_gb＝ポリマー「ａ」及び「ｂ」のガラス転移温度
Ｗ_a及びＷ_b＝ポリマー「ａ」及び「ｂ」の質量分率

このようにＦｏｘ式は、特定の用途について既知である、特定の熱作動条件で使用するコポリマーを設計する際に手早く利用できる。しかしながら、成分の１つを不定形相から効果的に除去できる結晶性ポリマーシステムにおいては、結晶化の程度が進行して不定形成分の濃度が影響を受けるにつれて、Ｆｏｘ式からのずれが観察される場合がある。その結果、Ｆｏｘ式から予想される値からの大幅なずれは、個々の構成物質が不定形相から減少している（すなわち結晶相に移っている）ことを示唆するものと思われる。

結晶性コポリマーセグメントの結晶化の前に、不安定な混合不定形条件で存在するガラス−ゴム熱転移は、秩序−無秩序転移（Ｔ_odt）と呼ばれる。この不安定な転移もまたＦｏｘ式に従っており、セグメント結晶化の前にコポリマー比を確認することが可能である。さらに、不定形非結晶相の内部に残存するコポリマー比を評価するために、完全な結晶化後に観察された実験的Ｔ_gを用いてＦｏｘ式を利用できる。このようにＦｏｘ式は、ガラス転移温度が適度に離れているほとんどのコポリマーシステムについて、Ｔ_odt及びＴ_gの両方を評価するために利用できる。

本発明の移植可能な半結晶の生体吸収性ポリマー医療器具は、人間の正常体温以下のＴ_gを有しており、体の導管での使用に適している。適切なポリマー選択及び設計により、本発明物は、外から与えた力を必要とせず及び／又は熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬しながら圧縮力を付与及び解放した後２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に自己拡張する。このことは、剛直な結晶性α−ヒドロキシエステル成分と、本発明物の作製に使用する材料のポリマー鎖内部にある脂肪族の含量を増やした、可撓性の非結晶成分との両方を含むことによって実現する。

好ましい実施態様（図１）では、ポリ（グリコリド）とポリ（トリメチレンカーボネート）との質量対質量（ｗ／ｗ）の比がＰＧＡ６７％：ＴＭＣ３３％である、ポリ（グリコリド）とポリ（トリメチレンカーボネート）とのトリブロックコポリマーが本発明物の作製に使用されている。本発明物の形状は、様々な医療用途に対応するよう適合させてよい。ＴＭＣホモポリマーのＴ_gがおよそマイナス１７℃（−１７℃）である（Albertsson A, Sjoling M., "Homopolymerization of 1,3 Dioxane-2-one to High Molecular weight Poly(trimethylene carbonate," J. Pure Appl. Chem. A29(1):43-54 (1992)）ために、Ｔ_odtによって示されＦｏｘ式によって計算される、このコポリマー混合物について可能な最大Ｔ_gはおよそ１７℃である。ＰＧＡコポリマーセグメントの結晶部分は、移植構造体に寸法安定性を付与する。ポリマー鎖の大量切断を生じさせるポリマー中のエステル結合の加水分解によって、このセグメントの寸法安定性は減少し又は失われる。完全に不定形のＴＭＣコポリマーセグメントは、その３つのメチレン脂肪族成分と限られた結晶化の可能性によって、ポリマーシステムに予測可能な可撓性を付与する。ホモポリマーＴＭＣの結晶融点は３６℃であって、分子量が１２０００を超えると全く結晶化しない（Zhu KJ, Hendren RW, Jensen K, Pitt CG. "Synthesis, Properties, and Biodegradation of Poly(1,3-trimethylene carbonate)," Macromolecules 24:1736-1740 (1991)）ために、このＴＭＣ成分はカプロラクトンよりも信頼性の高い可撓性を提供すると考えられている。ブロックコポリマーとして一緒に合成した場合、得られる完全に結晶化したＰＧＡ：ＴＭＣコポリマーは、寸法安定性と、負荷をかけると屈曲してその後人間の体温以下で回復する能力とを併せ持つ。このコポリマーは本発明の器具へと容易に加工できる。

ＰＧＡ６７％：ＴＭＣ３３％は、６ヶ月の終わりまでに生体内で事実上完全に生体吸収されることが見出されている（Katz AR, Mukherjee DP, Kaganov AL, Gordon S., "A new synthetic monofilament absorbable suture made from polytrimethylene carbonates," Surgery, Gynecology & Obstetrics 161(3):213-222 (1985)）。

ＰＧＡ：ＴＭＣの共重合は、環状トリメチレンカーボネートとグリコリド二量体モノマーとの逐次的付加開環重合によって行われる。ＰＧＡ：ＴＭＣの合成を行って、セグメント化した及び／又は単純ブロック形態のコポリマーを生成できる。ＰＧＡ：ＴＭＣの合成方法は、Rosensaftらの米国特許第４２４３７７５号や第４３００５６５号、及びCaseyらの米国特許第４４２９０８０号に記載されており、それぞれ参照することにより本明細書の一部とする。

他の望ましいコポリマー比及び／又はブロック構造には、重合条件及び／又は重合方法における別の変形の使用が必要となる場合がある。例えば、米国特許第６１６５２１７号及び第６３０９４２３号で開示されているような、ＰＧＡ５０％、ＴＭＣ５０％の比率のコポリマーは以下の例４、７及び９で有用な場合がある。グリコリド及びトリメチレンカーボネートモノマーは両方とも、BI Chemicals, Petersburg, VA, USAから入手できる。ＰＧＡとの質量比においてＴＭＣが３３％であるセグメントトリブロックコポリマーは、Tyco Healthcare Group LP, Norwalk, CTの一部門である、United States Surgicalから得られる。

また本発明物は、一緒に組み合わせた他の生体適合性・生体吸収性モノマー成分の組み合わせから作製でき、周囲体温未満のＴ_gを有する不定形成分と、周囲体温を超える融点を有する結晶性セグメントとの両方を有するコポリマーを生成する。そのようなコポリマーは、様々な量で以下のモノマー例の１種以上から構成してもよい：グリコリド、ｄ，ｌ−ラクチド、ｌ−ラクチド、ｄ−ラクチド、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）、トリメチレンカーボネート（１，３−ジオキサン−２−オン）、ε−カプロラクトン、γ−ブチロラクトン、δ−バレロラクトン、１，４−ジオキセパン−２−オン、及び１，５−ジオキセパン−２−オン。生体吸収性コポリマーの他のポリマー成分には、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、Ｎ−ビニルピロリドン、アミノ酸、酸無水物、オルトエステル、ホスファジン（phosphazines）、アミド、ウレタン、及びホスホエステルが含まれてもよい。得られるコポリマーが、周囲体温未満のＴ_gを有する不定形成分と、周囲体温を超える結晶融点を有する結晶性成分との両方を最終的には提供することを条件として、代替コポリマーが、ブロック、セグメント、ランダム、交互又は統計ポリマーの構造特性の組合せを有してもよい。

本発明の好ましい実施態様は、剛直な結晶性α−ヒドロキシエステル成分と脂肪族含量が増加した可撓性の非結晶性成分との両方を提供するコポリマーシステムを使用することにより、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬しながら圧縮力を付与及び解放した後２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に拡張し、かつこの実施態様は生体吸収性である。

図９に示すように、本発明物はポリマー材料（１８）で被覆、又は封止できる。ポリマー材料は非生体吸収性又は生体吸収性であってよい。好ましい非生体吸収性被覆材料はフルオロポリマー材料であって、特にポリテトラフルオロエチレンである。最も好ましいフルオロポリマーは多孔質延伸ポリテトラフルオロエチレンである。好ましい生体吸収性被覆材料は、ＰＧＡ：ＴＭＣのフィルム又はウェブであり、特に米国特許第６１６５２１７号及び第６３０９４２３号に開示されたものである。

ヘパリン、パクリタキソール（Paclitaxol）、デキサメサゾン及びラパマイシンを含む抗血栓薬のような様々な生理活性治療薬が、本発明の性能を補助するために最も一般的に提案されるが、他の多くのものも単独又は様々な組合せのいずれかで有益に使用できる。

本発明の様々な実施態様と一緒に使用するための被膜を用いて、幅広い用途の治療薬を添加剤として使用できる。これらの治療薬には、抗血栓剤、抗凝固剤、血小板凝集阻害剤、血栓溶解剤、抗増殖剤、抗炎症剤、過形成及び再狭窄阻害剤、平滑筋細胞阻害剤、抗生剤、抗菌剤、鎮痛剤、麻酔剤、成長因子、成長因子阻害剤、細胞接着阻害剤、細胞接着促進剤、並びに内皮細胞の成長などの新生内膜形成を促進できる薬剤が含まれるが、これらに限られない。同様に、これらの治療薬も単独又は様々な組合せで使用でき、器具の表面全て又は一部のみを覆う被膜中にあってもよい。

例えば様々な顔料、ＭＲＩ−不透過性添加剤、又は放射線不透過性添加剤（例えばタンタル又は金）といった、非生理活性で非溶出性の添加剤を使用できる。例えば、手術領域の血液に対するコントラストを提供するために、顔料を添加して直接視覚化を有利に高めてもよい。また、様々な標識又は教育目的のために、顔料を印刷した印に使用してもよい。特殊顔料（例えば蛍光）を特定用途に使用してもよい。

本発明物を、フィルタ器具として機能する実施態様に構成してもよい。図１０を参照すると、フィルタ器具（１００）は経時で完全に吸収される生体吸収性材料で作られ、骨組要素（１０５）及びフィルタ要素（１１０）は両方とも生体吸収性材料で作られる。骨組要素（１０５）をフィルタ要素（１１０）とコポリマー比を変えて作ると特に有用な場合がある。同じ器具の（複数）領域でコポリマー比を変えると、骨組要素より先にフィルタ要素（１１０）が確実に溶解するように、その器具がプログラムされた生体吸収速度を有することが可能である。

図１１は、骨組要素（１０５）が金属で、かつ生体吸収性フィルタ要素（１１５）がその骨組要素に取り付けられて複合体器具を形成している、フィルタ器具（１００）の別の実施態様を説明するものである。この実施態様は任意選択のアンカー（１２０）を備えて示されている。この構成の金属骨組要素（１０５）は、可塑変形性もしくは自己拡張型のいずれかであってよく、又は両方の組合せであってよい。さらに、骨組要素（１０５）、フィルタ要素（１１５）又は両方に、放射線不透過性マーカー（不図示）を組み合わせて、放射線造影を容易にしてもよい。この実施態様では、フィルタ要素（１１５）は規定時間で溶解し、骨組要素は残存する。残存する骨組要素はホスト血管壁と密接に接触し、血流又はその後の介入器具の通過を妨げない。

部分的に生体吸収性のフィルタ器具の他の実施態様を図１２に示す。この実施態様では、金属骨組要素（１０５）は血管内で器具を支持及び固定する一方、生体吸収性フィルタ要素（１１５）はフィルタ懸架要素（１２５）と接続されている。この実施態様の金属骨組要素（１０５）は好ましくは自己拡張型である。フィルタ要素（１１５）の形状を、懸架要素（１２５）を体の導管の内腔空間の中心に向けて、その空間を通る流体の流れの中に保持するよう構成して、懸架要素（１２５）をフィルタ領域の一部として効果的に機能させる。フィルタ要素（１１５）の生体吸収の際、懸架要素（１２５）は自由となって、血管壁に対して自発的に反発し、血管内の流体の流れに対して透過性となる。当然のことながら、フィルタ要素が器具のフィルタ容量の全体を構成してもよい。

図１３に示す生体吸収性前駆材料（１５０）には、生体吸収性材料の、中心区域（１５５）並びに３つの同心円環（１６０）、（１６５）及び（１７０）が描かれている。それぞれの環又は区域はコポリマー比が異なるため、吸収速度又はプロファイルが異なることとなる。例えば大静脈フィルタ器具の場合、内腔空間の中心から始まり、体の導管の壁に向かって外側に次第に浸食するよう、生体吸収性成分を溶解させることが好ましいと思われる。この場合は、同心円環部分（１６０）より先に中心部分（１５５）が浸食するようにコポリマー比が調節されるであろう。同心円環部分（１６５）は同心円環部分（１７０）などより先に浸食する。同心円環として描写したが、当然のことながら様々な生体吸収性を組み合わせた他のパターンも使用できる。隠線（１７５）は、この前駆体生体吸収性材料から作製される、可能な器具形態の１つを描いたものである。他の実施態様の用途では、周縁部から始まり中心に向かって進行する浸食プロファイルを必要とする場合がある。さらに別の実施態様では、器具の交互する部分で生体吸収性をプログラムすることが適当な場合があり、こうして生体吸収性崩壊サイクルの最中に擬似的な格子縞又はメッシュ型形状が実現される。

図１４に器具の機械的機能をプログラムする際の構想を示す。この実施態様では、器具（２００）の形状がその機械的特性を決定づける。薄い要素（２０５）は厚い要素（２１０）より高い歪みを受けている。この構成については、機械的機能の変化は中心から血管壁に向かって開始する。骨組要素の厚さ及び幅の両方を幾何学的に変化させてもよい。実際にはその変化が３次元的であってもよい。注目すべきは、ここに示す幾何学的変化（先細の支柱など）を、図１３で説明したような交互したコポリマー比と組み合わせて使用可能なことである。

図１５は、生体吸収速度をプログラムするためのさらなる方法を図解的に説明するものである。この実施態様では、生体吸収性材料（３００）はキャップ層（３０５）で覆われている。キャップ層（３０５）が生体吸収性材料の分解速度に影響するように意図されている。様々な生体吸収性及び非吸収性材料を単独又は組み合わせて、キャップ層（３０５）を構成してもよい。他の被覆材料も想定されるが、固有の生体適合性及び様々な微細構造が可能なことからｅＰＴＦＥが賢明な選択である。その被覆は、生体吸収性基材上に巻き付けられる又は積層されるテープ又はフィルム形状であってよく、あるいは生体吸収性基材に履かせることが可能なチューブ形状であってもよい。生体吸収の開始が遅延することは、生体吸収性ポリマーから水を排除することとの関数である。被覆層が厚いほど、あるいは微細構造が緻密なほど、生体吸収の開始がより遅延する。

図１６に、被覆材料（３１０）及び（３１５）の２層で被覆した生体吸収性材料（３００）を示す。これらの２つの分離した層は異なる被覆材料からなってもよく、あるいは異なる特性を備えた同じ材料からなってもよい。注目すべきは、図１４に示したような幾何学的変化（先細の支柱など）に加えて、図１３で説明したような交互したコポリマー比を被覆と組み合わせてもよいことである。

生体吸収性の移植可能な器具が、治療剤をデリバリーするビヒクルとしてよく適するであろうことは明らかである。生体吸収性材料の「プログラムされた生体吸収速度」を可能にする多くの技術が存在し、その生体吸収性材料は、苦痛緩和剤、治療剤及び生理活性医薬品の形態の治療剤のような生理活性物質、ケモトキシン（chemo-toxins）、麻酔剤、放射性同位体、（ＭＲＩ、超音波、マイクロウェーブなどによるその後の刺激のための）エネルギー吸収粒子、又は放射線不透過性、ＭＲＩ画像化もしくはエコー輝度を高めるためのさらなる添加剤の放出を慎重に制御するように機能しうる。

図１７及び１８を参照すると、本発明物（７００）の１つ以上の部分を、治療剤（点で示す）を含有する生体吸収性材料（７１０）の層でコートしてもよい。図１９に、主に移植患者の体の導管内に留置している間、層（７１０）を被覆及び保護するキャップ層（７１５）が図示されている。またキャップ層は、移植後の、生体吸収の開始及び生理活性物質の放出を遅延する手段としても機能しうる。図２０に、本発明の生体吸収性材料に配置された生理活性物質（７２０）を有する、本発明の実施態様を図示する。

また注目すべきは、上記組合せが特に有用であることが判明していることである。図２１に、単一構造体における図１８〜２０に図示した実施態様の組合せを図示する。生理活性物質は組み合わせて本発明で使用できる。例えば、抗生剤を有する第１の生体吸収性層は移植部位での感染を減少又はなくすことができ、抗増殖特性を有する第２層はその次に生体吸収されるようにプログラムできる。抗血栓剤は器具の骨組構造体の全体に使用できる。

本発明の他の実施態様を図２５及び２６に図示する。図２５に、らせん様に切断（４０５）された生体吸収性材料から作られるチューブ（４００）を示す。このらせん切断（４０５）により可撓性が別の剛直なチューブに付与される。変形（variations）、遷移（transitions）、及び可撓性度（degrees of flexibility）を作り出すために、切断幅（切り口）及び／又はピッチ角度に限り、このらせん切断を変化させてもよい。このらせん切断は、チューブがかなり可撓性であっても、そのチューブがコラム強度の大半を維持する点で特に有利である。当然ながら、切断（４０５）の形態がらせん状である、又は連続している必要はない。壁を抜ける又は部分的に抜ける、穴又は一連の穴は、特定用途に所望特性を付与するために必要な全てのものであってよい。また注目すべきは、レーザー、ウォータージェット、スタンピング、従来のフライス及びドリル、超音波などが含まれるが、これらに限られない、多くの種類の切断工程を使用できることである。図２６に、神経血管性動脈瘤の閉塞器具として使用するために構成した、図２５のチューブ（４００）を示す。使用時に、送達カテーテル（４１０）は脈管構造（４１５）を通って進み、動脈瘤（４２０）の口に到達する。その後、生体吸収性閉塞コイル（４２５）をカテーテル（４１０）から、動脈瘤区画（４３０）内へと進める。その動脈瘤区画では、コイルが不規則に組織化して動脈瘤（４２０）内部で血栓化を誘発する。この実施態様のコイルもまた、血栓化を刺激することを意図した繊維、けば又は治療剤のような様々な付属物を備えていてもよい。

また注目すべきは、閉塞コイル（４２５）をステント又はステントグラフトと組み合わせて使用可能なことである。図２７及び２８に、そのような様式で使用される閉塞コイル（４２５）を図示する。動脈瘤が幅広い口又は開口部を有している用途において、ステント又はステントグラフトが特に有用な場合がある。そのような場合、閉塞コイル（４２５）が適切に着座しない、又は動脈瘤空間から外に垂れ下がって血管内腔に入り込みやすいといった危険がありうる。ステント又はステントグラフトは、動脈瘤の血塊が閉鎖するまで、閉塞コイルを所定位置に保持することを補助できる。ステント及び／又はステントグラフトは従来のもの（金属製の自己拡張型又はバルーン拡張型）であってもよく、生体吸収性材料で作られていてもよい。

例１：この例で説明するのは、本発明の使用に適した生体吸収性ポリマーで作られた、押出物の調製である。この押出物は、本発明の器具へとさらに加工するために、続いてチューブ形状に押し出される。

質量対質量（ｗ／ｗ）比がポリ（グリコリド）６７％に対してポリ（トリメチレンカーボネート）３３％である、ポリ（グリコリド）とポリ（トリメチレンカーボネート）とのトリブロックコポリマーを、Davis and Geck/United States Surgical (Manati, Puerto Rico - Lot #:01l01)から入手した。一般にはポリグリコネートと呼ぶ、この生体吸収性ＰＧＡ／ＴＭＣコポリマーにはそのコポリマー比についての証明書が付いていた。

入手した後、ＰＧＡ／ＴＭＣコポリマーおよそ２５ｍｇをヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）２５ｍＬに溶解した。３０℃で運転するＡＵＴＯＶＩＳＣ（商品名）Ｉ自動粘度計を用いて測定したときに、生成した希釈溶液の固有粘度（ＩＶ）は１．４１ｄＬ／ｇであることが分かった。

得られたＰＧＡ／ＴＭＣコポリマーおよそ６ｍｇを示差走査熱量計（ＤＳＣ）のアルミニウム製サンプルパンに置いて覆い、−４０℃という低温にサンプルを冷却できるＩｎｔｒａｃｏｏｌｅｒ ＩＩ 冷却ユニットを装備したＰｅｒｋｉｎ−Ｅｌｍｅｒ ＤＳＣ ７を用いて分析した。サンプルを冷却し、走査速度を１０℃／分として−４０℃から２５０℃まで走査した。このサンプルのガラス転移温度（Ｔ_g）はおよそ１１℃から１２℃であることが分かった。

この初期走査の完了後、ＰＧＡ／ＴＭＣコポリマーサンプルを２５０℃で５分保持し、次に装置の提供する最大速度で速やかに冷却した。２回目の同様の走査を同じ温度範囲でその同じサンプルについて行った。各走査について、Ｔ_g又はＴ_odt、観察された結晶化発熱、及び溶融吸熱を分析した。結果を以下の表にまとめる。

上記結果は、半結晶コポリマーシステムのガラス転移温度が、人間の正常体温（すなわち３７℃）及び室温（すなわち２０〜２５℃）条件の両方より十分に低いことを示唆していることが分かった。（均一な結晶化していないコポリマーシステムを表す）秩序−無秩序転移温度である１７．４℃は、ＰＧＡホモポリマーのＴ_gを３６℃、ＴＭＣホモポリマーのＴ_gを−１５℃と仮定したＦｏｘ式によって予想される１７．２℃と近かった。

例２：この例では、本発明の器具へとさらに加工するのに適した、生体吸収性ポリマー材料の構造体の形成を説明する。０．５インチ、２４：１でスクリュー押出機（Randcastle Extrusion Systems, Inc., Ceder Grove, N.J.）を用いて、構造体をチューブ形状に押し出した。押出機は３段階スクリューを備えていた。

１３０℃で終夜真空下、例１のＰＧＡ／ＴＭＣブロックコポリマーおよそ２００ｇを加熱して加工を開始して、コポリマーを乾燥した。次に乾燥したコポリマーを押出機内に置いた。

押出機は、ダイ温度を２０５℃〜２１０℃としつつ、溶融温度を２０５℃〜２１０℃にする温度プロファイルを提供するようにプログラムされていた。延伸比バランスを約１．００としつつ延伸比を約５：１とするように設計されたＧｅｎｃａ（Clearwater, FL.）チューブダイを通して、押出機によりそのポリマーを溶融して噴出させた。

押し出したチューブを、ニップロールキャプスタンを用いて冷却槽を通して引き、約１２インチ長の小片に切断した。ＰＧＡ：ＴＭＣコポリマーの再結晶速度が非常に遅いため、チューブは不定形、すなわち無秩序状態にあり、軟らかい押出物を変形しないよう注意した。

ポリマーをガラス状態又はより剛直な状態で取り扱えるように、切断したチューブを１６℃未満（すなわちコポリマーの秩序−無秩序転移温度（Ｔ_odt）未満）に冷却した。次にチューブを、完成したチューブ状器具の内径と実質的に等しい外径を有するマンドレル上に慎重に押し付けた。

その後、マンドレルとチューブを１００℃に設定したオーブンに１５分間置いた。こうするとポリマーが結晶化してマンドレルの形状を取ることが可能になる。

例３：この例は、例２のチューブ状構造体（１６）にエキシマレーザーを用いて有窓部（１４）を形成することを説明する。有窓部を構造体に形成して、自己拡張型・非伸長性・生体吸収性の一体骨組構造体（１２）を含む本発明の器具（１０）を形成した。完成した器具は、消毒すると体の導管用の生体吸収性支持体として機能しうる。

２４８ｎｍ気体エキシマレーザー（J. P. Sercel Associates, Inc., Hollis, N. H.から入手したシステム ＪＰＳＡ １００−０１−ＩＮＶ０２４、型式ＩＸ１０００）を用いて、チューブ状構造体（１６）に一連の有窓部（１４）を形成した。レーザーを、繰り返しパルスが２００Ｈｚで、１１０ミリジュールの光線を発生するように設定した。器具におけるエネルギー密度は２ジュール／平方センチメートルであった。

マンドレルを保持して回転するためのチャックをレーザーに取り付けられるようにするアタッチメントを、レーザーに取り付けた。チャックはロータリーサーボモーターで駆動した。本発明の器具のベースチューブをマンドレル上に配置し、アパーチャマスクの動き及びレーザーエネルギーの制御されたビームのパルス発生と協同して回転するようにして、有窓部（１４）を切断した。

図８に、製造コンポーネントと本例のチューブ状構造体との相対配置を図示する。有窓部（１４）の切断は、例２に説明したチューブ状構造体（１６）を得て、本発明物の最終的に所望する長さより長くその構造体を切断することから始めた。構造体（１６）を最初にステンレススチールマンドレル（２０２）の上に配置した。マンドレル（２０２）をレーザー装置（不図示）のチャック要素（不図示）に固定し、装置内で回転するように配置した。

製造装置（不図示）は、予定している有窓部（図２）形状の一連のアパーチャ（２０６）を備えた、０．０２０インチ厚の可動式レーザーカットステンレススチールマスク（２０４）で構成されていた。エキシマレーザービーム（２０８）を最初に光学的に拡大して長方形形状のアパーチャマスクに一杯にした。ビーム（２０８）をマスクのアパーチャ（２０６）を通過させて、一連の狭くて長方形形状のレーザー「ビームレット」（２１０）を生成した。このビームレットの焦点をチューブ状構造体上に合わせた。長方形ビームレットの長軸は、非走査方向で測定した最も大きいマスクアパーチャよりも長かった。長方形ビームレットの短軸は、ビームレット区域の熱を最少にしかつ加工時間を最少にするのに必要なレーザーエネルギー量により決定した。

アパーチャ（２０６）の大きさが有窓部（１４）よりどれだけ大きいかを決定するに際し、アパーチャを有窓部の寸法を超える大きさに増大するために必要な量は、下流のビーム送出システムの縮小比（demagnification ratio）と等しかった。この例では縮小比は５：１であった。チューブ状構造体（１６）の切断された有窓部に必要なレーザーエネルギー密度は、この比を決定する主因子であった。縮小比により、アパーチャマスク及び器具間の分解能が有利となり、マスクの製造要求、特に小さい器具特徴部についての製造要求が単純化される。ビームレットの調整は、一通りの「縮小」光学部品（２１２）を用いて行った。

各有窓部を形成するために、エキシマレーザーに各パルス間で器具移動量を４０ミクロンとして単位領域当たり５０回パルスを与えた。これらパルス化したビームレットを、各有窓部領域全体を１０回通過させた。長方形レーザービームの短軸と平行な面内でマスクを振幅（２１４）させながらレーザーを有効にした。また、マンドレルは振幅しているマスク（２０４、２１４）と協同して、マンドレル自体の円筒軸の周りに正確に回転させた(２１６）。この協同した動きにより、マスクアパーチャ形状がチューブ状構造体（１６）の連続した曲面上に複製され、また適用されるレーザーエネルギーを均一にすることが可能になる。所望量の材料がマスクアパーチャによって画定される領域から削られるまで、レーザーエネルギーが構造体に適用される。この均一に適用したレーザーエネルギーによって、構造体（１６）の生体吸収性材料が正確かつ再現可能に削られる。

次に、マンドレル（２０２）及びマスク（２０４）を協同するように再配置し、割り出し（indexed）して、他の有窓部（１４）を構造体（１６）に形成した。構造体の全長及び円周に沿って有窓部がチューブ状生体吸収性構造体に形成される（図１）まで、この工程を繰り返した。別のマスクを用いて同じ工程を使用し、構造体の両端部を切断した。

全ての有窓部を形成して端部を仕上げ、構造体をマンドレルから取り外した。マンドレルから器具を取り外す前に、熱に影響される全ての材料を溶媒結晶化するために、イソプロピルアルコールで切断片をリンスした。このように、体の導管用の移植可能な生体吸収性器具としての使用に適した本発明の器具を形成した。この生体吸収性器具は、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬して２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の拘束されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。

特筆すべきは、このエキシマレーザー切断工程は、窪み、穴、空洞又は他の表面下特徴部を有する境界材料で画定された有窓部を作ることである（図６）。これら特徴部は、本発明の一体骨組構造体へ被膜を付着する際の補助として使用できる。またこれら特徴部は、生理活性化合物及び実体のための貯留部としても機能しうる。またこの貯留部に、放射性不透過性元素又は化合物のようなフィラーが含まれてもよい。本発明の生体吸収性材料が生体吸収されると、これら化合物又は実体が特徴部から放出されうる。代わりに、生理活性化合物及び／又は実体を本発明物の生体吸収とは独立して放出させてもよい。生理活性化合物を本発明物の表面に適用される被膜に組み入れてもよい。

この構造体の代替物及び変形物は、本発明の器具を作るのに使用する装置及び材料の、手順の決まった試験及び最適化によって作られる。

例４：この例では、二酸化炭素レーザーを用いて、３７℃未満のガラス転移温度を有する生体吸収性ポリマーで作られたチューブ状構造体（１６）に、有窓部（１４）を形成することを説明する。有窓部を構造体に形成して、自己拡張型・非伸長性・生体吸収性の一体骨組構造体を含む本発明の器具（１０）を作製した。完成した器具は、消毒すると体の導管用の生体吸収性支持体として機能しうる。

内径が４．０ｍｍでおよそ２５ｍｍ（１．０インチ）長の、例２のチューブ状構造体（１６）を、チューブ状構造体との滑り嵌めを提供する大きさの外径を有する、５１ｍｍ（２インチ）長のステンレススチールマンドレル上に配置した。

マンドレルのむき出しの端部を回転可能なチャックに置いた。チャック及び回転ステージを、３０ワットの二酸化炭素レーザー（Coherent, Inc., Santa Clara, CAのＭｏｄｅｌ ３０Ａ）と協同して使用した。図１Ａに示す有窓部パターンを切断するための指示を含む、Ｖｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃで書かれたコンピュータプログラムをレーザー切断装置に入力し、プログラムに従ってその有窓部パターンをチューブ状構造体に切り込んだ。パターンは、意図した有窓部形状の輪郭を描く、レーザーを一組の直線で通過させて切り抜いた。こうして作った一体骨組構造体の一部の、走査型電子顕微鏡写真を図７に示す。

マンドレルを新たに形成した有窓部のあるチューブ状構造体と一緒にチャックから取り外し、１００℃に設定したオーブンに７〜１０分置いて、レーザー切断片上の熱に影響されるポリマー材料を再硬化、又は再結晶化した。マンドレル及び構造体をオーブンから取り出し、冷えた空気で４℃（４０°Ｆ）〜１５℃（６０°Ｆ）に冷却した。

全ての有窓部を形成し、端部を仕上げ、構造体をマンドレルから取り外して、体の導管用の移植可能な生体吸収性器具としての使用に適した、本発明の器具を形成した。この生体吸収性器具は、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬して２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の拘束されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。

送達カテーテル又は他の拘束部材への器具の充填を容易にするために、その器具を拘束部材の内径より小さい直径へ半径方向に圧縮してもよい。圧縮された状態で、その器具を例えば約−１５℃に冷却してもよい。その後、冷却した器具を圧縮ダイから取り外して、素早く送達カテーテルに充填してもよい。低温にすると器具の「自己拡張」が遅延して、器具が一時的に圧縮された状態に留まる。

例５：この例では、本発明の器具への生体吸収性被膜の適用を説明する。この被膜により本発明物に構造一体性又は他の機械的特性を追加できる。また生理活性化合物又は実体を被膜に含ませて、被膜が生体吸収されるときに放出させてもよい。

例３に従って作製した有窓部を有するチューブ状構造体を得て、構造体の表面を、クロロホルム溶媒中、質量パーセント比が８０：２０（ｄ，ｌ−ＰＬＡ ８０％：ＴＭＣ ２０％）の生体吸収性ポリ（ｄ，ｌ−ラクチド−コ−トリメチレンカーボネート）コポリマーを用いてコートした。幅広い種類のｄ，ｌ−ＰＬＡ：ＴＭＣコポリマーの合成は、Boehringer Ingelheim KGが譲受人の米国特許第５６１０２６６号に詳述されており、これを参照することにより本明細書の一部とする。被膜溶液は、クロロホルム中、（０．４８質量％の）ｄ，ｌ−ＰＬＡ ８０％：ＴＭＣ ２０％（ＩＶ（ＣＨＣｌ₃中３０℃）が〜５．０ｍｇ／ｍＬ＝０．６３ｄＬ／ｇ）から構成されていた。

空気噴霧ノズルを用いて溶液およそ２．０ｍＬを構造体に噴霧した。ノズルをおよそ３０ｒｐｍで回転しながら構造体から２５ｍｍに保った。溶液は速度０．５ｍＬ／分で適用した。

スプレーコートした構造体を１２５℃で１０分加熱して、残留するクロロホルム溶媒を除去した。

得られた被膜は、生体吸収性構造体にしっかりと付着していることが分かった。実際に、コートした構造体の走査型電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）では、構造体と被膜との間にはっきりとした境界線が見られなかった。

例６：この例では、移植部位で放出される医薬品を被膜材に組み入れた状態で有する、例５のコートされた構造体を説明する。

抗炎症性かつ抗増殖性の化合物であるデキサメサゾン（Pharmacia Upjohn）（０．３質量％）を添加して、被膜溶液を例５に記載したように調製した。

デキサメサゾン含有被膜溶液を、例５に記載した医薬品非含有被膜と同じように適用した。

医薬品非含有被膜溶液のトップコートを、例５に概要を示した条件に従って、医薬品をコートしたステントに適用した。

ここでも同様に、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）で調べると、医薬品含有及び医薬品非含有被膜が生体吸収性構造体にしっかりと付着していることが分かった。

得られた生体吸収性構造体は、複数の有窓部を画定する一体骨組構造体であった。その骨組構造体には、生理活性化合物を組み合わせた非ブレンド加水分解性ポリマー材料が含まれる。その骨組構造体は実質的にチューブ形状であった。

この生体吸収性構造体を送達カテーテル上で圧縮すると、この構造体は、３７℃の水性媒体に浸漬して２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の拘束されていない第２の直径へと半径方向に拡張した。その構造体は、外から与えた力を必要とせずかつ生体吸収性ポリマー材料の熱転移を必要とせずに半径方向に拡張した。本発明物の圧縮及び拡張後、被膜中にひび割れ又は他の欠陥の形跡は観察されなかった。

例７：この例では、動物モデル内への例３の構造体の移植を説明する。この実験では、３匹のグレイハウンド犬の両方の頸動脈に、例３に記載した本発明の器具を移植した。動物は、構造体の移植３日前から始めて実験の生存期間全体を通じ連続して、アスピリン８１ｍｇ及びジピリダモール５０ｍｇを毎日経口投与することからなる血小板凝集阻害の薬物適用を受けた。構造体は直径がおよそ４．７ｍｍで長さが２０ｍｍであった。放射線不透過性圧着チューブを構造体の両端部に追加して、生体中で構造体を放射線画像化する手段とした。構造体を（圧着して−１５℃に冷却することにより）圧縮して従来の血管内送達カテーテルに導入し、適当な大きさの消毒ポーチに包装し、γ線照射（〜２５ｋＧｙ）によって消毒した。介入性の放射線撮影技術を用いて、２つの方法のうち１つによって構造体を移植部位に送達して展開した。方法１は、送達カテーテルを所定位置に保持し、送達カテーテルの内腔に適当な大きさの血管造影カテーテルを挿入し、その血管造影カテーテルをプランジャとして使用して送達カテーテルから構造体を押しながら、送達カテーテルの遠位端部を目標血管部位に配置するものである。方法２は、血管造影カテーテルを用いて構造体を所定位置に保持し、送達カテーテルを引っ込め、こうして目標血管部位に構造体を展開しながら、送達カテーテルの遠位端部を目標血管部位に配置するものである。

およそ１８、３９、９０及び１８０日で行った、移植した構造体の血管造影画像化から、１８０日の評価期間を通じて全ての構造体が開存した状態であったことが示された。組織学的には構造体材料の残渣がいくつかの場合で存在していたが、実質的に全ての構造体が１８０日までに完全に吸収された。

この例では本発明物の自己拡張特性を説明する。本発明のチューブ状自己拡張型器具は、外から与えた力を必要とせずかつ熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬して２分以内に、圧縮された第１の直径からその第１の直径の１．５倍以上の拘束されていない第２の直径へと半径方向に拡張する。

これらの特徴を実証するために、本発明の器具を例３に従って用意した。この器具の長さはおよそ１．０ｃｍで、壁厚は約０．１７８ｍｍ、内径は３．５ｍｍであった。この器具を第１の直径１．９１ｍｍまで圧縮して拘束した。圧縮された器具を３７℃の水に浸漬した。この実験中、器具に外部から力を与えなかった（すなわち器具をバルーン又は他の器具を用いて拡張しなかった）。加熱した水浴中で２分以内に、その器具は第１の圧縮した直径の少なくとも１．５倍より大きい、拘束されていない直径へと拡張した。その器具を構成する非ブレンド加水分解性ポリマー材料の特性については、第１の圧縮された直径から第２の拘束されていない直径へ器具を拡張するのに材料の熱転移を必要としなかった。

例９：この例では、本発明の器具の引張り特性を評価するために行った試験、及びこの評価結果を説明する。

本発明の器具を例３に従って用意し、校正したＩＮＳＴＲＯＮ（商品名）引張り試験機（Instron Corp., Canton, MAの型式５５６４）にクランプ止めした。器具は垂直に配向してクランプ止めし、チューブ状器具の長軸はクロスヘッドの変位方向と平行であった。最初のあご部分離は６ｍｍで、このとき器具のおよそ２ｍｍが各グリップにクランプ止めされていた。最初のあご部分離である６ｍｍを歪み計算の工学解析に使用した。クロスヘッド速度は１０ｍｍ／分を使用した。引張り負荷及び伸長からなるデータを１秒間隔で収集した。この評価は器具の軸拡張の引張り強度を評価することを意図していた。

データから工学歪み及び工学応力を計算した。工学応力計算は、最も狭い器具の支柱（図１Ａ）の横断面積に基づいた。器具を軸方向に変形したときの、（器具の長軸と直交する面に基づいた）最少横断面積は４本のその狭い支柱の横断面積によって定義される。これらの支柱の公称幅は０．１７８ｍｍ（０．００７インチ）であり、器具の公称壁厚もまた０．１７８ｍｍ（０．００７インチ）である。

この例では、本発明の器具の引張り特性を評価するために行った試験、及びこの評価結果を説明する。

本発明の器具を例３に従って用意し、校正したＩＮＳＴＲＯＮ（商品名）引張り試験機（Instron Corp., Canton, MAの型式５５６４）にクランプ止めした。器具は垂直に配向してクランプ止めし、チューブ状器具の長軸はクロスヘッドの変位方向と平行であった。最初のあご部分離は６ｍｍであって、この距離を歪み計算の工学解析に使用した。クロスヘッド速度は１０ｍｍ／分を使用した。引張り負荷及び伸長からなるデータを１秒間隔で収集した。この評価は器具の軸拡張の引張り強度を評価することを意図していた。

データから工学歪み及び工学応力を計算した。工学応力計算は、最も狭い器具の支柱（図１Ａ）の横断面積に基づいた。器具を軸方向に変形したときの、（器具の長軸と直交する面に基づいた）最少横断面積は４本のその狭い支柱の横断面積によって定義される。これらの支柱の公称幅は０．１７８ｍｍ（０．００７インチ）であり、器具の公称壁厚もまた０．１７８ｍｍ（０．００７インチ）である。従って工学応力計算は、横断面積１．９６×１０^-4平方インチ（０．１２６ｍｍ²）に基づいた。

器具のヤング率をこのようにして作成した応力−歪み曲線の傾きとして定義した。２つの分離した係数、すなわち器具の軸拡張に関する係数及び構成材料の引張り強度に関する係数をこの実験から得た。係数は、器具の軸拡張に関する直線領域における応力−歪み曲線の傾きから計算し、次に器具の構成材料の引張り特性に関する直線領域において別途計算した。このようにして計算した係数は、器具の軸拡張について２．１ＭＰａであり、構成材料の引張り負荷について２４．１ＭＰａであった。

例１０：この例では、例３の構造体への非生体吸収性被覆の配置を説明する。

例３に従って上述のように器具を得た。多孔質延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）フィルム材料は、Goreの米国特許第３９５３５６６号及び第４１８７３９０号（参照することにより本明細書の一部とする）に従って作った。

２つの構成部品を、アセトンに溶解して液状にした、モル比がそれぞれ８５：１５であるポリ乳酸−ポリグリコール酸（ＰＬＡ：ＰＧＡ）溶液を用いて界面をコートして取り付けた。表面をコートしてからすぐに、フィルムを器具の周りにらせん状に巻き付けて、有窓部を実質的に覆った。構成部品を圧着して圧力を下回るまで保持した。組立体を一晩放置乾燥して、本発明のステントグラフトが得られた。

例１１：この例では、例３の構造体への生体吸収性被覆の配置を説明する。

例３にほぼ記載されているように作製しておよそ４ｍｍ（内径）の器具を得た。また、Hayesの米国特許第６１６５２１７号及び第６３０９４２３号（参照することにより本明細書の一部とする）の教示に基づいた生体吸収性ウェブ材料の、およそ０．１〜０．２ｍｍ厚の区分を得た。

「未硬化（unset）」（すなわち未アニール）の生体吸収性ウェブ材料のおよそ１インチ幅の区分を、適当な大きさにしたステンレススチールマンドレル上に長手方向に縦長く巻き付けて（「たばこ巻き」）、およそ０．３ｃｍ重ね合わせて、限られた数の熱的な点接着によって固定した。次に例３の器具を操作して重ね合わせ、かつ下にあるウェブに軽く圧縮力を与えた。次に未硬化ウェブの追加層を、らせん状に重なるようにしてその組み合わせに巻き付けて、下にあるステント、実質的にはその有窓部に軽く圧縮力を与えるために固定した。次にその組み合わせをｅＰＴＦＥの帯を用いてらせん状に巻いて、組立体の有窓部を通じた拘束及び圧縮の両方が有効となるように固定した。

その後、マンドレル及び重なっている構成部品を１００℃で３０分加熱して、放置冷却した。このとき、内腔に配置されたウェブは、例３で説明した器具の有窓部の空隙を通じて管腔の外側に配置されたウェブと密着していることが分かった。単一のＰＧＡ６７％：ＴＭＣ３３％生体吸収性組成物で全体が構成された、本発明のステントグラフトが得られた。この時点で一体化した組立体は、触って圧縮力を与えた後、ステントグラフトの元々のチューブ形態へと速やかに回復した。

例１２：この例では、金属骨組構造体とその金属骨組構造体上の生体吸収性被覆とを有する自己拡張型ステントグラフトの作製を説明する。

米国特許第６１６５２１７号及び第６３０９２４３号に記載された方法と一致するように調製した「未硬化」の不織ウェブ層でマンドレルを覆い、その上にらせん状の直径４ｍｍニチノールステント骨組構造体を巻き付け、その後追加の未硬化ウェブ層を用いて被覆しかつ熱アニールして、生体吸収性ステントグラフトを作製した。構造体で利用した未硬化ウェブ層は、（Ｄ＆Ｇ／ＵＳＳ ロット＃０４Ｆ０４を用いたことを除いて）上述の例１に記載したのと同様のＰＧＡ６７％：ＴＭＣ３３％コポリマーから調製してあり、第１ウェブ層は０．０７６ｍｍ（０．００３インチ）ｅＰＴＦＥクッションチューブで覆われた３．４５ｍｍマンドレルの周りにたばこ巻きし熱的に点接着してあった。次にそのウェブに、内在する繰り返しジグザグパターンを備えた、単一の直径０．１５２ｍｍ（０．００６インチ）ニチノールワイヤ製の３０ｍｍ長らせんコイルを重ね合わせた。その後、この装填されたマンドレルの周りにウェブの帯を巻き付けて、最後の未硬化ウェブ層を適用し、続いてｅＰＴＦＥテープを追加して巻いて固定して、一番上のウェブ層を固定し同時に下にある層に圧縮力を付与した。この組み合わせを１００℃のオーブンに１５分置いて、確実にＰＧＡ：ＴＭＣウェブ構成部品を「硬化」又はアニールした。取り出して観察されたものは、らせん状ニチノール脊柱が埋め込まれた０．２０３ｍｍ（０．００８インチ）壁厚の不織ステントグラフトであって、触って圧縮力を与えた後、ステントグラフトの元々のチューブ形態へと速やかに回復するものであった。

半径方向に拡張した形態である本発明の器具の等角図である。 複数の有窓部を有する本発明の一体骨組構造体の一部分である。 本発明でレーザー切断する有窓部に使用するための、アパーチャ付マスクである。 半径方向に圧縮した形態である本発明の器具の横断面図である。 半径方向に圧縮した形態の部分と、拡張した形態の部分とを有する、本発明の器具の横断面図である。 半径方向に拡張した形態である本発明の器具の横断面図である。 エキシマレーザーで形成した本発明の一体骨組構造体の一部を示す、走査型電子顕微鏡写真である。 二酸化炭素レーザーで形成した本発明の一体骨組構造体の一部を示す、走査型電子顕微鏡写真である。 製造装置と本発明の器具との位置関係を説明する一般的な模式図である。 一体骨組構造体を覆う被覆を有する本発明の実施態様である。 血液フィルタとして構成した生体吸収性医療器具の斜視図である。 血液フィルタとして構成した生体吸収性医療器具を部分的に描いたものである。 血液フィルタとして構成した生体吸収性医療器具を部分的に描いた別のものである。 吸収プロファイルが異なるように意図して、様々なコポリマー比の同心円環の生体吸収性材料から作った平面シートを描いたものである。 様々な幾何学的特徴の生体吸収性材料から作った平面シートを描いたものである。 吸収プロファイルを被膜又は被覆の適用により変化させた、本発明の生体吸収性要素の斜視図である。 吸収プロファイルを一連の被膜又は被覆の適用により変化させた、本発明の生体吸収性要素の斜視図である。 本発明の単一の骨組構造体要素の横断面図である。 生理活性物質を中に組み合わせた被膜層を有する、本発明の単一の骨組構造体要素の横断面図である。 骨組構造体要素に配置された「キャップ」すなわち被覆層を有する、本発明の単一の骨組構造体要素の横断面図であり、キャップ層に生理活性物質が組み込まれている。 骨組構造体要素の材料に組み込まれた生理活性物質を有する、本発明の単一の骨組構造体要素の横断面図である。 骨組構造体要素の材料に組み込まれた生理活性物質及び被膜層を有する、本発明の単一の骨組構造体要素の横断面図である。キャップ層が被膜層の上に配置されている。 体の導管の外側に配置した本発明の実施態様である。 図２２の拡大図である。 図２３の位置Ａ−Ａを図示する、本発明の横断面図である。 自己拡張型生体吸収性閉塞器具の側面図である。 動脈瘤開口部での送達カテーテルの配置、及び動脈瘤内への自己拡張型生体吸収性閉塞器具の展開である。 動脈瘤開口部でのステントグラフト内の口を通した送達カテーテルの配置、及びカテーテルから動脈瘤内への自己拡張型生体吸収性閉塞器具の展開である。 動脈瘤開口部でのステントグラフトに隣接する送達カテーテルの配置、及びカテーテルから動脈瘤内への自己拡張型生体吸収性閉塞器具の展開である。

Claims (8)

1. 多数の有窓部を画定する実質的にチューブ形状の骨組構造体を含んでなる、体の導管用の自己拡張型生体吸収性支持体であって、該骨組構造体は連続しており、フィラメント状でなく、ブレイドされたものでもなく、織り交ぜたものでもなく、該骨組構造体は非ブレンドの加水分解性コポリマー材料から作られ、該骨組構造体は外から与えた力を必要とせずかつ該コポリマー材料の熱転移を必要とせずに、３７℃の水性媒体に浸漬しながら圧縮力を付与及び解放した後２分以内に、圧縮された第１の直径から該第１の直径の１．５倍以上の圧縮されていない第２の直径へと半径方向に拡張し、該骨組構造体の軸長さが、該骨組構造体の圧縮後または半径方向への拡張後に変化しない、自己拡張型生体吸収性支持体。
2. 前記有窓部がレーザーカットされている、請求項１に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
3. 前記非ブレンドの加水分解性コポリマー材料が、ポリ（グリコリド）とポリ（トリメチレンカーボネート）とのトリブロックコポリマーである、請求項１に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
4. 前記コポリマー材料と組み合わせた薬剤をさらに含む、請求項１に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
5. 前記薬剤が生理活性物質である、請求項４に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
6. 前記薬剤が非生理活性物質である、請求項４に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
7. 前記非生理活性物質が放射線不透過性である、請求項６に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。
8. 前記生理活性物質がデキサメサゾンである、請求項５に記載の自己拡張型生体吸収性支持体。

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