JP6323696B2 - ステントシステム - Google Patents

Description

本出願は、２０１３年８月１６日に出願された米国特許仮出願第６１／８６６，８５９号の優先権の利益を主張し、参照によりその全文を本明細書に組み込む。

本発明は、一般に、ステントまたはスキャフォールド送達および配置方法ならびに装置に関する。より具体的には、本発明は分岐病変の治療に使用することができる生体吸収性スキャフォールドのための方法および装置に関する。

病変血管、特に１つまたは複数の主血管から伸びる側枝を有する血管では、病変を治療するためにこれらの分岐点にステントを埋め込む際に困難が生ずる場合がある。例えば、主血管に添ってステントを埋め込む場合、側枝への開口部はステント壁により制限されることがある。ステントに沿ったオープンセルはサイズが拡張されて主血管と側枝との間でより大きな流れを可能とするが、このようなオープンセルの拡大により、さらなる難題が発生することがある。

例えば、オープンセルを拡大することにより、ステントストラットに多くの亀裂または破断を生じる場合がある。これは、特に生体吸収性ポリマーステントまたはスキャフォールドのオープンセルを拡大しようとする際に起こる可能性がある。

ステントなどの多くのポリマー埋め込み品は、押出しまたは射出成形などのプロセスにより作製されるので、このような方法は、典型的には、本質的に弱くて脆い出発材料からこのプロセスが開始される。ポリマーステントの例では、得られたステントは、特に拡張時に脆性破壊を生じ易くなる可能性がある。また、上述のように、それらの固有の弱さおよび脆さのために、それらの構造の機械的な破断を起こさずにこれらのステントのセルの選択的な拡大ができなくなる。

脆性破壊を受け易いステントは、血管内送達のための折り畳む能力が限られると共に血管内での留置または位置決めのために拡張する能力が制限されるので、一般に望ましくない。さらに、このようなポリマーステントは、強度も低レベルである。送達バルーン上または送達シース内へのステントの留置によって、かなりの大きさの圧縮力がステントを含む材料に加えられるので、脆性破壊はステントにおいて特に問題となる。脆性材料で作製されたステントは、亀裂を発生する可能性、または破断を起こすことなく折り畳まれもしくは拡張するという能力が非常に限定される可能性がある。したがって、ステントが拡張し、変形し、その位置を血管内に確実に維持するために、ある程度の展延性があることが望ましい。

したがって、特に患者の体内に埋め込むための生体適合性および／または生体吸収性ポリマーステントとして利用される場合、脆性破壊を防止または抑制するように、その機械的強度を保持しかつ十分に延性である１つまたは複数の層を有するポリマー基材を作製することが望ましい。さらに、血管管腔内で配置および拡張して、ストラットの亀裂または破断を起こすことなくさらに拡大され、ステントに沿って画定される１つまたは複数のオープンセルを有することが可能なポリマーステントを作製することが望ましい。

米国特許出願第１０／８６７，６１７号（米国特許出願公開第２００５／００２１１３１号） 米国特許出願第１３／４７６，８５３号（米国特許出願公開第２０１２／０２３２６４３号） 米国特許出願第１３／４７６，８５８号（米国特許出願公開第２０１２／０２３２６４４号） 米国特許出願第１２／５４１，０９５号（米国特許出願公開第２０１０／００４２２０２号） 米国特許第８，５７４，４９３号 米国特許第８，２０６，６３５号 米国特許第８，２０６，６３６号 米国特許第８，３０９，０２３号 米国特許第８，２０６，６３５号 米国特許第８，２０６，６３６号 米国特許第８，３０９，０２３号

多くの場合、血管は、主血管より相対的に離れた組織に血管形成する多数の側枝を有する。血管が疾患、例えば、主血管、側枝またはこれら両方内の流れを妨げる動脈硬化症を発症する場合、閉塞が主血管とその側枝の１つの分岐点で発生する可能性がある。主血管および側枝の両方の流れの開通性が望まれる場合、分岐点で主血管中にステントを配置し、その分岐点で側枝を拡張させて、その後に、バルーン血管形成術またはステント留置術により側枝を治療することができる。しかし、主血管中に配置されたステントは、側枝への開口部の一部を塞ぎ、流れを低下させるか、またはその他の悪い影響を与えることがある。

側枝の流れの閉塞を減らすために、開業医は主血管と側枝との間の分岐点を、例えば、血管形成バルーンまたはステントを使って拡張することができる。そうするためには、バルーンカテーテルまたはステントを主血管内から拡張されたステント中へ通すことが必要となり、また、主血管ステントに沿って画定された、側枝の開口部に隣接するオープンセルを通すことが必要となる。カテーテルを経路に沿って前進させてしまえば、カテーテルに沿って置かれた膨張式バルーン（またはその他の拡張機構）を側枝の開口部またはその近傍に位置する拡張されたオープンセル内に配置することができる。その側枝の開口部またはその近傍では、オープンセルの周辺部が隣接する円周方向リングおよび長手方向ストラットにより画定され、オープンセルを形づくる。その後、膨張式バルーンはステントの残りの部分を乱すことなく、または再構成する必要もなく拡張されてオープンセルを拡大してさらに広がった形状にし、開口部から側枝へのより広い流路を提供することができる。しかし、既に拡張されたステントのオープンセルを広げることは、ステントストラットに亀裂を形成または作りだし、これが金属のステント、特に生体吸収性ポリマーステントの破断に繋がる可能性がある。

生体吸収性ポリマーそれ自体に関しては、本明細書で記述されるいくつかの鋳造プロセスを、比較的高いレベルの形状精度および機械的強度を有する、例えば、円筒形状の基材を開発するのに利用することができる。その後、これらのポリマー基材を、多くのプロセス（例えば、高速レーザー源、機械加工など）を使用して加工することにより、末梢または冠血管脈管構造などの患者の体内に埋め込むための様々な形状を有するステントなどの機器を作製することができる。

このような鋳造プロセスの一例は、浸漬コーティングプロセスを利用することである。このような望ましい特性を有するポリマー基材を作製するための浸漬コーティングの利用によって、出発材料の本来の性質を保持することができる基材が得られる。この結果、埋め込みのための追加の任意の製造プロセスを通して保持される比較的高い半径方向の強度を有する基材が得られる。さらに、ポリマー基材を浸漬コーティングすることによって、多層を有する基材の作製も可能になる。

ポリマーの分子量は通常、ポリマーの機械的挙動を決定する因子の１つである。ポリマーの分子量が増加するにつれ、一般に、脆性破壊から延性破壊へと移行する。ポリマー基材を鋳造しまたは浸漬コーティングするのに、マンドレルを利用することができる。

ポリマー基材の浸漬コーティングでは、１種または複数種の高分子量生体適合性および／または生体吸収性ポリマーを、マンドレル上に形成する目的で選択することができる。１種または複数種のポリマーは、適切な溶液をマンドレル下に配置し得るように、１つまたは複数の対応する容器中で適合性のある溶媒に溶解してもよい。基材は、互いに重なり合う１つまたは複数の層を有するように形成することができるので、基材の所望の構造および性質に応じて、第１のポリマーの第１の層、第２のポリマーの第２の層などのように、このような層になるように基材を形成してもよい。したがって、マンドレルを適切なポリマー溶液中に順次浸漬し得るよう、基材上に形成される所望の層に応じて、様々な溶液および容器を浸漬コーティング操作の間に、マンドレル下で置き換えてもよい。

マンドレルを浸漬する回数、浸漬する順序および方向、溶液内での各浸漬の持続時間、ならびに各浸漬間の遅延時間、浸漬間の乾燥もしくは硬化時間、溶液へのマンドレルの浸漬および／または溶液からのマンドレルの引出し速度などのパラメータは、それぞれ、所望の機械的特性をもたらすように制御することができる。浸漬コーティングプロセスを介した形成により、押出し成形されたポリマー構造に比べて基材が高レベルの強度を保持すると同時に、半分の壁厚を有するポリマー基材を得ることができる。

浸漬時間ならびに乾燥時間は、各浸漬間で均一であってもよく、またはこれらの時間は、得られる基材の所望の性質によって決定されるので変わってもよい。さらに基材は、例えば所定の６０％レベルの結晶質および、例えば４０％レベルの非晶質ポリマーの構造を得るために、各浸漬間でまたは最終の浸漬後に炉内に入れてもよくまたは周囲温度で乾燥してもよい。浸漬コーティングプロセス中に互いに重なり合う層のそれぞれは、互いに緊密に接着しており、各ポリマーの壁厚および機械的性質は、利用されるポリマーの分子量および／または結晶構造に関して制限なく、そのそれぞれの層で保持される。

浸漬コーティングを使って、層間で配向（例えば、浸漬による線形配向；マンドレルの回転による半径方向の配向など）を付与することにより、形成された基材の機械的性質をさらに高めることができる。半径方向強度はステントデザインで望ましい属性であるので、形成された基材の後処理によりそのような属性を与えるのを実現することができる。通常、ポリマーステントは、半径方向強度の不足を補うために比較的厚い壁を有することになり、このために柔軟性が低下し、進路誘導が妨げられ、埋め込み直後の動脈管腔面積が縮小する。後処理を、ポリマーステントに通常関連する問題である材料のクリープおよび反跳の防止に役立たせることもできる（クリープは、応力下で、典型的には高温下で試験片に生ずる時間依存的な永久変形である）。

後処理では、所定量の力を基材に加えてもよく、そのような力は、いくつかの異なる方法により生成されたものであってもよい。１つの方法は、基材内に配置された膨張性圧力管を利用することによる。別の方法は、ＮｉＴｉ合金のような超弾性または形状記憶合金から作製された編物などの編物構造を利用して、サイズを拡大させて基材の内面に対して所望の大きさの力を加えるものである。

さらに別の方法では、基材管腔内に窒素などの加圧不活性ガスを加えることによる膨張力を加えてもよい。完成した基材は、鋳造シリンダーよりも大きい内径を有する成形チューブ内に配置することができる。鋳造シリンダーの遠位端または遠位部をクランプ留めまたはその他の方法で閉じてもよく、圧力源を鋳造シリンダーの近位端に連結してもよい。アセンブリ全体を、鋳造シリンダーの長さまたは鋳造シリンダーの一部に熱を加えるノズル上に配置することができる。したがって鋳造シリンダーの直径の増加によって、鋳造シリンダーの分子配向が再調整され、その半径方向の強度を増加させることができる。直径を増加させた後、鋳造シリンダーを冷却してもよい。

ポリマー基材に対する処理が終了すると、基材をさらに成形または機械加工して様々な機器を作製することができる。一例には、患者の脈管構造に送達し配置するためのロール状ステントが作製されるように、シリンダーの長さに沿って切断することにより鋳造シリンダーから作製されたステントが含まれる。別の例には、ステントの圧縮および拡張を容易にする格子またはスキャフォールド構造を作製するために、いくつかの部分を機械加工することが挙げられる。

その他の変形例では、ステントの形成において、生体適合性ポリマー基材の少なくとも第１の層がマンドレル上に形成されてマンドレルによって画定される第１の直径を有するように、少なくとも第１のポリマー溶液にマンドレルを浸漬することによって、本明細書に記述されるように基材を第１の直径で最初に形成することができる。基材を形成する際、第１のポリマー溶液へのマンドレルの浸漬回数を制御し、マンドレルの各浸漬の持続時間を制御し、マンドレルの各浸漬間の遅延時間を制御するなどのパラメータが、制御される。最初に形成された基材の場合、基材の第１の直径は、第２の小さい直径にまで縮小され、血管内で送達および配置されるように構成された拡張可能なステントスキャフォールドが形成されるよう加工され得るものであり、このステントスキャフォールドは、負荷を加えたときにステントスキャフォールドが延性を示すように、ポリマー樹脂の１つまたは複数の機械的性質を保持する。

初期直径を有するように形成され熱硬化されたステントスキャフォールドの場合、この直径は、第２の送達直径にまで縮小され、患者の体内で血管内送達するための送達カテーテル上に配置され得るものであり、血管内の標的位置に第２の直径を有するステントを位置決めすること、膨脹バルーンまたはその他のメカニズムを利用して標的位置で第２の直径よりも大きい（おそらくは初期直径よりも小さい）第３の直径にまでステントを拡張させること、およびその後、経時的なステントの自己拡張がその初期直径に戻るようにまたは血管壁によるさらなる拡張が制約されるまで、ステントを自己拡張させて標的位置で血管にさらに接触させることを含む。

この生体吸収性ステントを採用することにより、ステント壁を通る流れを増やす１つの方法には、通過する管腔を送達形状から配置形状へと画定するステントを拡張すること、ステント壁に沿って画定される管腔およびオープンセル中へ拡張機器を導入すること、および第１の拡張形状から第２の拡大形状へとオープンセルを広げることを含めることができ、ステントは、２５９，０００ｇ／ｍｏｌから２，１２０，０００ｇ／ｍｏｌの分子量および２０％から４０％の結晶化度を特徴とする生体吸収性ポリマーから成る。

異なる分子量のポリ乳酸（ＰＬＬＡ）の応力−歪みプロットおよびそれに対応する脆性破壊から延性破壊までの変化を示す応力−歪み値を示す図である。 マンドレルに沿って形成された１つまたは複数の層を有するポリマー基材を形成するのに利用可能な浸漬コーティング機の実施例を示す図である。 マンドレルの浸漬方向を調節する１つまたは複数の関節運動可能な連結部を有する、浸漬コーティングアセンブリの別の実施例を示す図である。 マンドレルの浸漬方向を調節する１つまたは複数の関節運動可能な連結部を有する、浸漬コーティングアセンブリの別の実施例を示す図である。 マンドレルおよび生成した基材に沿って形成された多層ポリマー基材の実施例の一部のそれぞれの部分断面を示す図である。 マンドレルおよび生成した基材に沿って形成された多層ポリマー基材の実施例の一部のそれぞれの部分断面を示す図である。 マンドレルおよび生成した基材に沿って形成された多層ポリマー基材の実施例の一部のそれぞれの端面を示す図である。 浸漬コーティングプロセスによって形成されたポリマー基材の様々な試料から得られた応力−歪みプロットの実施例を示す図であり、得られたプロットは延性破壊を示している。 ＢａＳＯ_４の層を組み込んだ試料と共に浸漬コーティングによって形成された、追加の試料から得られた応力−歪みプロットの別の実施例を示す図である。 基材に組み込まれたＢａＳＯ_４層を有するＰＬＬＡ８．２８基材の詳細な端面の実施例を示す図である。 塑性変形を受けている、浸漬コーティングで形成されたポリマー基材の実施例の斜視図である。 塑性変形を受けた、浸漬コーティングで形成されたポリマー基材の高い伸長パーセンテージを示す実施例の斜視図である。 追加の形成手順の実施例を示す図であって、形成されたポリマー基材を、鋳型または成形チューブ内で膨張させて、基材に円周方向の配向を付与することができる。 追加の形成手順の別の実施例を示す図であって、形成されたポリマー基材を回転させて、円周方向に向いた応力値を誘発し、それによって基材の半径方向の強度を高めることができる。 形成されたポリマー基材で成形することができるロール状シートステントの一実施例の斜視図である。 得られたポリマー基材から、多数のプロセスを介して機械加工されたステントの別の実施例の側面を示す図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により最初に血管内に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、初期の直径Ｄ１を有する代表的ステントの実施例を示す側面図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により最初に血管内に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、第２の送達直径Ｄ２まで縮小された実施例を示す側面図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により最初に血管内に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、血管内を送達位置まで前進させた状態の実施例を示す側面図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により最初に血管内に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、膨張バルーンにより血管内で中間直径Ｄ３まで拡張させて血管内に接触させた状態の実施例を示す側面図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により最初に血管内に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、送達カテーテルを引き出した後に血管と確実に接触している状態を示す実施例の側面図である。 ポリマー基材から形成されたステントがどのようにバルーンの拡張により血管内に最初に送達され、配置され、その後、さらにその初期の熱硬化直径に自己拡張を可能とするかを示す別の実施例における、自己拡張により初期直径Ｄ１または血管の直径まで戻ったことを示す実施例の側面図である。 少なくとも１つの側枝を有する血管を示す図である。 主血管の分岐点およびその側枝の１つで閉塞を発生した血管を示す図である。 側枝を塞いでいる主血管中に配置した生体吸収性ステントを示す図である。 どのようにバルーンまたはステントが主血管内から主血管生体吸収性ステントのオープンセル中を経由して側枝中へ通るかを示す一実施例を示す図である。 主血管生体吸収性ステントの拡張されたオープンセル中に配置された膨脹式バルーンおよびカテーテルを示す一実施例の図である。 どのように主血管生体吸収性ステントのオープンセルが広げられて側枝血管中へのアクセスを容易にするかを示す一実施例の図で、バルーンカテーテルで拡張前の第１の形状における側枝から見た開口部のオープンセルの状態を示す。 どのように主血管生体吸収性ステントのオープンセルが広げられて側枝血管中へのアクセスを容易にするかを示す一実施例の図で、バルーンカテーテルで拡張後の、第１の形状より拡大された第２の形状における側枝から見た開口部のオープンセルの状態を示す。 第１の形状におけるオープンセルが拡大される前の生体吸収性ステントの一実施例の平面図である。 オープンセルが拡大された後の生体吸収性ステントの一実施例の平面図である。 オープンセルが拡大された場合に変形して歪みを分散させることができる張力緩和機構を組み込むように設計されたステントストラットの一実施例を示す図である。

生体適合性および／または生分解性ポリマーなどのポリマー材料から埋め込み可能な機器を製造する際、本明細書に記述されるいくつかの鋳造プロセスを利用して、比較的高いレベルの形状精度および機械的強度を有する基材、例えば円筒形状の基材を開発することができる。その後、これらのポリマー基材を、多くのプロセス（例えば、高速レーザー源、機械加工など）を使用して加工することにより、末梢または冠血管脈管構造などの患者の体内に埋め込むための様々な形状を有するステントなどの機器を作製することができる。

このような鋳造プロセスの一例は、浸漬コーティングプロセスを利用することである。このような望ましい特性を有するポリマー基材を作製するための浸漬コーティングの利用によって、出発材料の本来の性質を保持することができる基材が得られる。この結果、埋め込みのための任意の追加の製造プロセスを通してほぼ保持される比較的高い半径方向の強度を有する基材が得られる。さらに、ポリマー基材を浸漬コーティングすることによって、多層を有する基材の作製も可能になる。多層は、同じもしくは類似の材料から形成してもよく、または以下にさらに詳述される、血管を治療するための１種もしくは複数の薬物など、任意の数の追加の薬剤を含むように変えてもよい。さらに、基材に多数の層を利用するという多様性によって、その他のパラメータ、条件、または層の間の分解速度を変えるなどの個々の層の間の範囲の制御を可能にし、同時に、出発材料の最小限の分解と共に、高レベルでのポリマーの固有の分子量および機械的強度が維持される。

鋳造または浸漬コーティングプロセスを介した出発材料の分子量および機械的強度の保持により、動脈疾患の治療に強く望まれている薄い壁厚を有するステントなどの機器の製作が可能なポリマー基材を形成することができる。さらに、これらのプロセスは、壁厚、同心度、直径などに関して精密な幾何公差を有する構造を生成することができる。

特に、例えばポリマー基材から形成されたポリマーステントに関して一般に問題となる１つの機械的性質は、患者の体内に応力下で配置されたときの、機器の脆性破壊による破断である。一般にポリマーステントは、上述のように、特に膨脹バルーンまたは拘束シースからのポリマーステントの送達および配置中に加えられた負荷の下で、脆性破壊ではなく延性破壊を示すことが望ましい。延性パーセント（％）は、一般に、破断時に材料によって維持された塑性変形の程度の尺度である。破断時に塑性変形がほとんどないかまたは全くない材料は、脆性である。

ポリマーの分子量は通常、ポリマーの機械的挙動を決定する因子の１つである。ポリマーの分子量が増加するにつれ、一般に、脆性破壊から延性破壊へと移行する。一例として、応力−歪みプロット１０を図示するが、分子量の増加に起因する異なる機械的挙動が示される。ポリ乳酸（ＰＬＬＡ）２．４の試料の応力−歪み曲線１２は、脆性破壊を示す高い引張り応力で比較的低い引張り歪みパーセンテージの破断点１８を示す。ＰＬＬＡ２．４よりも比較的高い分子量を有するＰＬＬＡ４．３の試料は、降伏開始後の塑性破壊領域２０と延性の程度を示す比較的高い引張り歪みパーセンテージで比較的低い引張り応力値の破断点２２とを有する応力−歪み曲線１４を示す。降伏は、材料が応力−歪み曲線の線形性から最初に離れるときに生じ、弾性−塑性遷移が起こる。

ＰＬＬＡ４．３よりもさらに高い分子量を有するＰＬＬＡ８．４の試料は、降伏開始後に塑性破壊のより長い領域２４を有する応力−歪み曲線１６を示す。破断点２６も、延性の程度を示す比較的高い引張り歪みパーセンテージで比較的低い引張り応力値を有する。したがって、比較的高い程度の延性を示す高強度チューブ状材料は、比較的高い分子量を有するポリマー（例えば、ＰＬＬＡ８．４、８．２８ＩＶを有するＰＬＬＡなど）を利用して製作することができる。このようなチューブ状材料は、多くの機械加工プロセスにより処理して、本明細書に記述される鋳造または浸漬コーティングプロセスに付随する応力−歪み曲線を示す、ステントなどの埋め込み可能な機器を形成することができる。

ポリマー基材の鋳造または浸漬コーティングに利用可能なマンドレルの実施例を、図２Ａの側面図として例示する。一般に、浸漬コーティングアセンブリ３０は、本明細書の記述によるポリマー基材の製造を支援する任意の構造であってよい。ベース部３２は、駆動カラム３６およびブラケットアーム３８を収容するカラム３４を支えることができる。モータ４２は、カラム３４に沿って垂直方向に駆動カラム３６を駆動させ、それによってブラケットアーム３８を移動させることができる。マンドレル４０を線形運動５２を介して内部に浸漬することができるポリマー溶液４６（例えば、ＰＬＬＡ、ＰＬＡ、ＰＬＧＡなど）を充填可能な容器４４の上方で、ブラケットアーム３８にマンドレル４０を取り付けることができる。１種または複数種のポリマーを、１つまたは複数の対応する容器４４内の適合性のある溶媒中に溶解することができ、それにより、適切な溶液をマンドレル４０の下に配置することができる。以下にさらに詳述されるように、浸漬コーティングプロセス中に基材５０の円周方向の強度を増加させるため、マンドレル４０およびマンドレル４０に沿って形成された基材５０に任意選択の回転運動５４が与えられるように、ブラケットアーム３８に沿ってまたはアセンブリ３０に沿ったその他の場所に、任意選択でモータ４８を取り付けることができる。

アセンブリ３０は、堆積ごとにマンドレル４０および／または基材５０に沿ったポリマー材料の均一な厚さの形成が容易になるように、容器４４内に保持された液体表面が完全に乱れない状態で維持されるのを確実にするために、振動減衰または振動隔離テーブル上に隔離してもよい。アセンブリ３０全体またはマンドレル４０やポリマー溶液などのアセンブリのごく一部は、浸漬コーティングされた基材の層間の適切な結合が確実になるように、非常に低い相対湿度（ＲＨ）レベル、例えば３０％ＲＨ未満、および溶媒の沸点よりも低い適切な浸漬温度、例えば少なくとも２０℃、を容器４４内で維持しながら、窒素ガス環境などの不活性環境内に配置することができる。多数のマンドレルを、ブラケットアーム３８に沿ってまたはカラム３４に直接取り付けてもよい。

マンドレル４０は、適切に寸法決めすることができ、基材５０に所望の形状およびサイズを与えるように断面幾何形状を決定することができる。マンドレル４０は、一般にその断面が円形であってもよいが、所望の幾何形状を利用してよい。一実施例では、マンドレル４０は、１ｍｍから２０ｍｍに及ぶ直径を有する円形幾何形状を画定して、これに対応する内径を有するポリマー基材を形成することができる。さらにマンドレル４０は、一般に、浸漬コーティングプロセスに耐えるのに適した様々な材料、例えばステンレス鋼、銅、アルミニウム、銀、真ちゅう、ニッケル、チタンなどから作製することができる。ポリマー溶液に浸漬されるマンドレル４０の長さは、ポリマーの均等なコーティングがマンドレル４０の浸漬長さに沿って形成されて、コーティングプロセス中の重力の影響が制限されるようになるのを確実にするために、任意選択で、例えば５０ｃｍにその長さを制限してもよい。マンドレル４０は、滑らかで強度があり、良好な寸法安定性を有し、かつ浸漬コーティングに利用されるポリマー溶液に対して化学的に耐性のあるポリマー材料、例えばフルオロポリマー、ポリアセタール、ポリエステル、ポリアミド、ポリアクリレートなどから作製してもよい。

さらにマンドレル４０は、ポリマー溶液が表面に形成されるように、滑らかな表面を有するように作製してもよい。その他の変形例では、マンドレル４０は、表面に形成されたポリマー基材の取り外しを容易にするように、ポリテトラフルオロエチレン（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ）などの材料でコーティングされた表面を構成してもよい。さらにその他の変形例では、マンドレル４０は、その表面全体にわたり、例えばその全長にわたりまたはその表面のごく一部において、任意の数のパターンを画定するよう構成してもよく、これらのパターンは、浸漬コーティングプロセス中に、浸漬コーティングされた基材チューブのコーティングの第１の層の内面へとモールド転写することができる。機器を患者の体内に埋め込んだ後、例えば、３カ月以内埋め込んだ後、隆起させたまたは窪ませた部分を形成して、例えば周囲組織との内皮生成を強化することができる、格子縞、クロスハッチング、クレータなどの様々なパターンを形成することができる。

マンドレル４０がポリマー溶液４６中に浸漬される方向は、基材５０の層の間で入れ替えても変更してもよい。例えば１ｃｍから４０ｃｍまたはそれ以上に及ぶ長さを有する基材を形成する際、基材５０をマンドレル４０から取り出してもよく、または浸漬プロセスを継続する前にマンドレル４０上で反対方向に置き換えてもよい。あるいは、マンドレル４０は、浸漬プロセス中またはその前に、ブラケットアーム３８および／またはポリマー溶液４６に対して角度を付けてもよい。

これは、浸漬当たりの形成された基材５０の長さ全体を通して均一な壁厚が実現されるように、図２Ｂおよび２Ｃに示される浸漬アセンブリを利用することによって、さらに別の変形例で実現することもできる。例えば、第１の浸漬方向で１から３層のコーティングが形成された後、初期層上に形成された追加の層を、第１の浸漬方向とは反対の第２の方向でマンドレル４０を浸漬することによって、例えば、第１の浸漬方向から１８０°までのいずれかの角度でマンドレル４０を位置合わせすることによって、形成してもよい。これは、図示されるように、マンドレル４０とブラケットアーム３８とを接続する１つまたは複数のピボット連結部５６、５８を使用することによって、一実施例で実現することができる。１つまたは複数の連結部５６、５８は、図２Ｂに示されるように、マンドレル４０を溶液４６に対して第１の垂直位置に維持し、それによって、基材５０の初期層をコーティングすることができる。次いで、図２Ｃに方向５９によって示されるように、連結部５６、５８を作動させて、マンドレル４０をその第１の垂直位置から、第１の垂直位置とは逆の第２の垂直位置へと設定し直すことができる。マンドレル４０の位置変更の完了後に、マンドレル４０および基材５０と共に連結部アセンブリ全体を浸漬することによって、浸漬プロセスを再開することができる。このようにして、マンドレル４０も基材５０も取り出す必要はなく、したがっていかなる汚染の危険性も排除される。連結部５６、５８には、当技術分野で公知の、任意の数の機械的または電気機械的なピボットおよび／または回転機構を含めてもよい。

マンドレル４０および基材５０を異なる方向で浸漬することにより、コーティングされた層は、コーティングプロセス中の重力の影響が相殺されて、その近位端からその遠位端に至るまで均一な厚さを有することが可能となる。これらの値は例示的なものであり、いかなる手法によっても限定しようとするものではない。連結部５６、５８上の任意の過剰な浸漬コーティング層は、これらの層を破壊することによって、マンドレル４０から簡単に除去することができる。浸漬方向を交互にすることによって、交互に配向するポリマーを得ることもでき、それによって、浸漬コーティングされたチューブ状基材５０の軸方向の引張り強度を強化することができる。

浸漬コーティングアセンブリ３０では、１種または複数の高分子量生体適合性および／または生体吸収性ポリマーを、マンドレル４０上に形成するために選択してもよい。ポリマー基材を形成するのに利用してもよいポリマーの例には、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリエステルアミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアセタール、ポリケタール、ポリウレタン、ポリオレフィン、またはポリエチレンテレフタレート、および分解性ポリマー、例えば、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）、ポリ−グリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）、もしくはポリカプロラクトンを含めたポリラクチド（ＰＬＡ）、カプロラクトン、ポリジオキサノン、ポリ酸無水物、ポリオルトカーボネート、ポリホスファゼン、キチン、キトサン、ポリ（アミノ酸）、およびポリオルトエステルと、ならびにこれらのコポリマー、ターポリマー、これらの組合せおよび混合物が挙げられるが、これらに限定されない。

適切なポリマーのその他の例には、合成ポリマー、例えば、オリゴマー、ホモポリマー、およびコポリマー；メチルアクリレート（ｃｅｒｙｌａｔｅ）、メチルメタクリレート、アクリル酸（ａｃｒｙｌｉ ａｃｉｄ）、メタクリル酸、アクリルアミド、ヒドロキシエチル（ｈｙｄｒｏｘｙｅｔｈｙ）アクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、グリセリルアクリレート（ｇｌｙｃｅｒｙｌ ｓｃｒｙｌａｔｅ）、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド、およびエタクリルアミドから重合されたものなどのアクリル系ポリマー；スチレン、塩化ビニル、ビニル（ｂｉｎａｌｙ）ピロリドン、ポリビニルアルコール、および酢酸ビニル（ｖｉｎｙｌｓ ａｃｅｔａｔｅ）などのビニル系ポリマー；エチレン、プロピレン、およびテトラフルオロエチレン（ｔｅｔｒｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ）から形成されたポリマーを挙げることができる。さらなるその他の例には、ポリカプロラクタム（ｐｏｌｙｃｏｐｒｏｌａｃｔａｍ）、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレン（ｐｏｌｙｊｅｘａｍｅｔｈｙｌｅｎｅ）アジパミド、およびポリヘキサメチレン（ｐｏｌｙｅｘａｍｅｔｈｙｌｅｎｅ）ドデカンジアミドなどのナイロン；およびポリウレタン、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリスルホン、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリ乳酸（ｐｏｌｙａｃｔｉｃ ａｃｉｄ）、ポリグリコール酸、ポリジメチルシロキサン、およびポリエーテルケトンを挙げることができる。

浸漬コーティングプロセスに使用することができる生分解性ポリマーの例は、ポリラクチド（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）、ポリ（ｅ−カプロラクトン）、ポリジオキサノン、ポリ酸無水物、トリメチレンカーボネート、ポリ（β−ヒドロキシブチレート）、ポリ（ｇ−エチルグルタメート）、ポリ（ＤＴＨイミノカーボネート）、ポリ（ビスフェノールＡイミノカーボネート）、ポリ（オルトエステル）、ポリシアノアクリレート、およびポリホスファゼンと、ならびにこれらのコポリマー、ターポリマー、およびこれらの組合せおよび混合物である。変性多糖（セルロース、キチン、キトサン、デキストラン）や変性タンパク質（フィブリン、カゼイン）など、天然資源由来のいくつかの生分解性ポリマーもある。

適切なポリマーのその他の例には、合成ポリマー、例えば、オリゴマー、ホモポリマー、およびコポリマー；メチルアクリレート（ｃｅｒｙｌａｔｅ）、メチルメタクリレート、アクリル酸（ａｃｒｙｌｉ ａｃｉｄ）、メタクリル酸、アクリルアミド、ヒドロキシエチル（ｈｙｄｒｏｘｙｅｔｈｙ）アクリレート、ヒドロキシエチルメタクリレート、グリセリルアクリレート（ｇｌｙｃｅｒｙｌ ｓｃｒｙｌａｔｅ）、グリセリルメタクリレート、メタクリルアミド、およびエタクリルアミドから重合されたものなどのアクリル系ポリマー；スチレン、塩化ビニル、ビニル（ｂｉｎａｌｙ）ピロリドン、ポリビニルアルコール、および酢酸ビニルなどのビニル系ポリマー；エチレン、プロピレン、およびテトラフルオロエチレン（ｔｅｔｒｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ）から形成されたポリマーを挙げることができる。さらなるその他の例には、ポリカプロラクタム（ｐｏｌｙｃｏｐｒｏｌａｃｔａｍ ）、ポリラウリルラクタム、ポリヘキサメチレン（ｐｏｌｙｊｅｘａｍｅｔｈｙｌｅｎｅ）アジパミド、およびポリヘキサメチレン（ｐｏｌｙｅｘａｍｅｔｈｙｌｅｎｅ）ドデカンジアミドなどのナイロン；ポリウレタン、ポリカーボネート、ポリアミド、ポリスルホン、ポリ（エチレンテレフタレート）、ポリアセタール、ポリケタール、ポリジメチルシロキサン、およびポリエーテルケトンを挙げることができる。

基材を形成するのに利用可能なポリマーのこれらの例は、限定的なまたは包括的なものとする意図はなく、使用可能なポリマーの例示を意図するものである。基材は、互いに重なり合う１つまたは複数の層を有するように形成することができるので、基材の所望の構造および性質に応じて、第１のポリマーの第１の層、第２のポリマーの第２の層などを有するように基材を形成してもよい。したがって、マンドレル４０を適切なポリマー溶液中に順次浸漬することができるように、基材表面に形成される所望の層に応じて、浸漬コーティング操作間でマンドレル４０の下方で様々な溶液および容器を置き換えることができる。

形成される基材の所望の壁厚に応じて、マンドレル４０の浸漬回数、溶液中への各浸漬の持続時間、ならびに各浸漬間の遅延時間および浸漬間の乾燥もしくは硬化時間によって決定される適切な溶液中にマンドレル４０を浸漬することができる。さらに、ポリマー溶液に対するマンドレル４０の浸漬および／または引出し速度などのパラメータは、例えば５ｍｍ／分から１０００ｍｍ／分の範囲になるように制御することができる。浸漬コーティングプロセスを介した形成により、押出し成形されたポリマー構造に比べて基材が高レベルの強度を保持すると同時に、半分の壁厚を有するポリマー基材を得ることができる。例えば、ポリ乳酸の多層で構築された、例えば２００μｍの壁厚を有する基材を形成するために、マンドレル４０を、ポリマー溶液中に、例えば２から２０回またはそれを超える回数で浸漬することができ、このときの浸漬時間は例えば１５秒（またはそれ未満）から２４０分（またはそれ超）の範囲である。さらに、基材およびマンドレル４０は、各浸漬間で、例えば１５秒（またはそれ以下）から６０分（またはそれ以上）の範囲の時間にわたって任意選択で乾燥または硬化することができる。これらの値は例示的なものであり、いかなる手法によっても限定しようとする意図はない。

分子量が比較的高い材料を利用することとは別に、材料の延性をさらに高めると考えられる別のパラメータは、ポリマー中の構造規則性の程度を意味するその結晶化度である。このようなポリマーは、結晶質および非晶質領域の混合物を含むことができ、ポリマー中の結晶質領域のパーセンテージが低下することによって材料の延性がさらに大きくなる可能性がある。比較的高い分子量を有するだけではなく比較的低い結晶質パーセンテージも有するポリマー材料を、本明細書に記述されるプロセスで利用して、所望のチューブ状基材を形成することができる。

以下の表１は、様々なポリマー材料例（例えば、ＰＬＬＡ ＩＶ８．２８およびＰＤＬＬＡ９６／４）について各材料の分子量をそのそれぞれの結晶化度パーセンテージと比較して示す。ガラス転移温度Ｔ_ｇ、ならびに融解温度Ｔ_ｍも、同様に示す。１．７０×１０^６グラム／モルの同じ分子量Ｍ_ｗを有する、原料樹脂およびチューブ形状のＰＬＬＡ ＩＶ８．２８の例を示す。しかし、ＰＬＬＡ ＩＶ８．２８樹脂の結晶化度パーセンテージは６１．９０％であり、一方、対応するチューブ形状は３８．４０％である。ＰＤＬＬＡ９６／４に関しても同様に、樹脂形態およびチューブ形状はそれぞれが、９．８０×１０^５グラム／モルの分子量Ｍ_ｗを有するが、結晶化度パーセンテージは、それぞれ４６．２０％および２０．９０％である。

種々のポリマー材料およびそれぞれの結晶化度パーセンテージ

本明細書に記述された方法により、樹脂を浸漬コーティングして、チューブ状基材を形成するので、乾燥手順および処理は、出発材料および処理から基材およびステントの形成に至るまで、ポリマーの比較的高い分子量を維持するのに役立つ。さらに、乾燥プロセスは特に、上述のように所望の結晶化度パーセンテージの形成を容易にすることができる。

材料の結晶化度とは別に、浸漬時間ならびに乾燥時間は各浸漬間で均一にしてもよく、またはこれらの時間は、得られる基材の所望の性質によって決定される時間に変えることができる。さらに基材は、例えば所定の６０％レベルの結晶質および、例えば４０％レベルの非晶質ポリマーの構造を得るために、各浸漬間でまたは最終の浸漬後に炉内に入れてもよくまたは周囲温度で乾燥してもよい。浸漬コーティングプロセス中に互いに重なり合う層のそれぞれは、互いに密接に接着され、各ポリマーの機械的性質は、使用されたポリマーの分子量に何の制限もなくそのそれぞれの層で保持される。

例えば、４．３から８．４の範囲の分子量を有する多くのＰＬＬＡポリマーを使用することができる。あるいは、生体吸収性ポリマーを含むポリマー基材は、長さ、内径、外径、および厚さを特徴とし、例えば、２５９，０００ｇ／ｍｏｌから２，１２０，０００ｇ／ｍｏｌの分子量、および例えば、２０％から４０％の結晶化度、またはより具体的には、例えば、２７％から３５％の結晶化度を特徴とする生体吸収性ポリマーを含むことができる。

同様に、材料の乾燥条件の変動を制御して、所望の材料パラメータを実現することができる。ポリマーは、それぞれのポリマーのガラス転移温度またはそれよりも高い温度（例えば、ガラス転移温度Ｔ_ｇよりも１０℃から２０℃高い温度）で乾燥して、ポリマーから残留溶媒を全て効果的に除去し、それによって、残留レベルを１００ｐｐｍ未満、例えば２０から１００ｐｐｍにすることができる。乾燥するときのポリマー基材の位置決めは、チューブの幾何形状などのパラメータに影響を与えるように制御することができる別の因子である。例えば、ポリマー基材は、チューブの同心度が維持されるように基材チューブが地面に対して垂直な位置で保持されるような乾燥位置で保持することができる。基材チューブは、例えば１０日から３０日またはそれ以上のいずれかの範囲の期間にわたり、前述のようにガラス転移温度でまたはそれよりも高い温度で、炉内で乾燥することができる。しかし、例えば４０日よりも長い期間にわたる長期乾燥により、ポリマー材料の熱分解が生じる場合もある。

加えて、および／または任意選択で、基材の乾燥中にポリマーに形状記憶効果を誘発させることができる。例えば、形状記憶効果は、ポリマーチューブの形で誘発して、浸漬コーティングプロセス中に形成された直径のチューブ状の形に硬化させることができる。この例は、５ｍｍの外径で本明細書に記述される浸漬コーティングプロセスによりポリマーチューブを形成し、この基材を、そのガラス転移温度Ｔ_ｇよりも高い温度に曝すものである。その高温で、基材は、例えば５ｃｍから７ｃｍの長さに伸ばすことができ、一方その５ｍｍの外径は、３ｍｍに縮小される。当然ながら、これらの例は単なる例示であり、初期直径は一般に、例えば３ｍｍから９ｍｍのいずれかの範囲であり、縮小した直径は一般に、例えば１．５ｍｍから５ｍｍのいずれかの範囲でよいが、但し、この縮小直径は、初期直径より短いことを前提とする。

伸長して、直径が縮小した後、基材を、Ｔ_ｇレベル以下の温度、例えばそのＴ_ｇよりも２０℃低い温度でクエンチまたは冷却して、ポリマー基材をそのガラス状態に戻すことが可能となる。これにより、基材の当初の直径へ自己拡張する形状記憶効果が効果的に付与される。そのようなチューブ（またはチューブ状基材から形成されたステント）が、より小さいまたはより大きい直径に圧縮または拡張され、その後、高温に曝された場合、時間の経過と共にチューブ（またはステント）は、その元の５ｍｍの直径に戻ることができる。この後処理は、基材チューブが典型的にはそのガラス転移温度Ｔ_ｇにまで加熱されるレーザー切断のようなプロセスの後に（例えば、患者の体内に埋め込むためのステントまたはその他の機器を形成する場合）、基材の自己拡張を可能にするのに役立てることもできる。

多層を有する基材の例を、図３Ａおよび３Ｂに示すが、これらの図は、マンドレル４０および生成基材に沿って形成された多層ポリマー基材例の一部の部分断面側面図を示している。基材５０は、第１のポリマー、例えばポリ（ｌ−ラクチド）で形成された第１の層６０を有するように、マンドレル４０に沿って形成することができる。第１の層６０が形成された後、ポリマー、例えば、任意選択のポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）の第２の層６２を、第１の層６０上に形成することができる。ポリマー、例えばポリ（ｄ，ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）の、さらに別の任意選択の第３の層６４を、第２の層６２上に形成して、その内部を通る管腔６６を画定して、その結果として基材を形成してもよく、これをさらに処理して、ステントなどの多くの機器を形成してもよい。１つまたは複数の層は、指定された速度で分解するようにまたは任意の数の薬物もしくは薬剤を溶出するように、形成してもよい。

この例を、図３Ｃの端面断面図に示すが、この図は、上述のように互い上に形成された６０、６２、６４の３つの層を有する代表的な基材を示している。この例では、第１の層６０が分子量Ｍ_ｎ１を有し、第２の層６２が分子量Ｍ_ｎ２を有し、第３の層６４が分子量Ｍ_ｎ３を有してもよい。チューブから製作されたステントは、相対分子量がＭ_ｎ１＞Ｍ_ｎ２＞Ｍ_ｎ３になるように形成され、患者の体内に配置したときに、内側の第１の層６０から始まって次に中間の第２の層６２が分解され、最終的には外側の第３の層６４に至る、チューブの厚さ全体にわたる選択的な層ごとの分解を実現することができる。あるいはステントは、相対分子量がＭ_ｎ１＜Ｍ_ｎ２＜Ｍ_ｎ３になるように製作され、外側の第３の層６４から始まって内側の第１の層６０に向かって分解するように、層ごとの分解を実現してもよい。この例は、例示を目的とするものであり、３層よりも少ないまたは多い層を、その他の実施例で利用してもよい。さらに、所望であれば、他の実施例において、各層のそれぞれの分子量を変化させて異なる層に沿って分解速度を変化させてもよい。

さらに、これらの層のいずれか１つまたは複数は、特定の機械的性質を基材５０に与えるように形成することが可能であり、それにより得られる基材５０の複合的な機械的性質を特異的に調整または設計することができる。さらに、３層がこの例では示されているが、基材５０の所望の機械的性質に応じて任意の数の層を使用してよい。

さらに、ポリマー基材を形成する際に多層を互いに重ね合わせてもよいので、特定の層を、基材の特定の機能用に指定してもよい。例えば、ポリマーステントの製造に使用される基材では、１つまたは複数の層を、ステントに構造的健全性を与える耐荷重層として設計してもよく、一方その他の層は、薬剤充填用または溶出用に割り当ててもよい。構造支持体として指定されたこれらの層は、高分子量ポリマー、例えばＰＬＬＡまたは本明細書で記載のいずれかその他の適切なポリマーから形成し、ある特定の医薬品がポリマーの機械的性質に悪影響を及ぼす可能性がある場合には、いずれかの薬物を除外して、高レベルの強度を得ることができる。薬剤充填用に指定されたこれらの層は、構造層の内部、表面、または間に配置してよい。

さらに、異なる薬物の多層を、様々な層内に導入してもよい。多層からの薬物放出の方式および速度は、ある程度は基材材料の分解速度に依存する可能性がある。例えば、比較的速く分解するポリマーは、次にくる層のそれぞれが順次分解して下にある次の層を露出させるので、層ごとに、それらの薬物を放出することができる。他の変形例では、薬物放出は、典型的には、拡散および分解を組合せた作用により多層マトリックスから発生させることができる。一実施例では、第１の層が第１の薬物を、例えば、埋め込み後の最初の３０から４０日間溶出することができる。第１の層が消耗または分解してしまえば、その下の第２の薬物を有する第２の層がその薬物を次の３０から４０日間放出することができ、所望であれば、さらにその後も同様に行われる。図３Ｂの実施例では、基材５０から製造されたステント（またはその他の埋め込み可能な機器）の場合、層６４には、放出用の第１の薬物を含めることができ、一方、層６２には、層６４の消耗または分解後に放出される第２の薬物を含めることができる。下の層６０に対し、いずれかの医薬品を除外して、構造全体に強固な構造支持を得ることができる。

その他の実施例では、連続する層のそれぞれが、それぞれの薬物を溶出させるのではなく、各層６２、６４（任意選択で層６０も同様に）が、拡散および分解を組合せた作用によりそれぞれの薬物を同時にまたは異なる速度で溶出してもよい。３層がこの実施例で示されているが、任意の数の層を、送達するのに実施可能な薬剤の任意の組合せで利用してもよい。さらに、各層からの各薬物の放出動力学は、薬物含有層の形成を変化させることによって、様々な方法で変化させることができる。

基材５０の特定の層内に導入可能な薬物または薬剤の例には、１種または複数種の抗増殖剤、抗腫瘍剤、抗原、抗炎症剤、および／または抗再狭窄剤を含めることができる。治療薬には、抗脂質剤、抗有糸分裂剤、メタロプロテイナーゼ阻害剤、抗硬化剤を含めることができる。また、治療薬には、ペプチド、酵素、放射性同位体、または様々な治療選択肢用の薬剤を含めてもよい。この薬物または薬剤のリストは、例として示すものであり、限定を意図するものではない。

同様に、特定のその他の層に、白金や金などの放射線不透過物質を加えて、Ｘ線透視撮像などの画像診断法でのステントの可視化を可能にすることができる。タングステン、白金、金などの放射線不透過物質を、ポリマー溶液と混合し、基材表面に浸漬コーティングして、放射線不透過物質の薄いサブミクロンの厚さの層を基材表面に形成することができる。このように、放射線不透過物質を、分解の最終段階で分解する層内に埋め込み、または構造層内に埋め込み、完全に分解してしまうか、またはその機械的強度が完全に失われる前の、埋め込まれた機器の寿命全体を通して、Ｘ線透視法などの画像診断法でのステントの可視化を容易にすることができる。放射線不透過マーカー層は、基材５０の端部の一方または両方に、例えば各端部のそれぞれから０．５ｍｍまで、浸漬コーティングすることもできる。さらに、放射線不透過物質は、いずれかの形の放射線不透過物質が基材５０の長さの任意の部分に沿って形成される場合、マンドレル４０を回転することによりその近位端と遠位端の間で基材５０の一部に沿って半径方向にスプレーコーティングまたは鋳造することもできる。放射線不透過マーカーを有するポリマーのリングを、基材５０の構造の一部として形成することもできる。

延性および機械的性質の保持に関する実験例では、Ｉｖ ８．４を有するＰＬＬＡ（高分子量）が得られ、チューブ状基材を、本明細書に記述される浸漬コーティングプロセスを利用して製造した。試料は、５ｍｍの直径および２００μｍの壁厚を有するように形成し、ＰＬＬＡ ８．４の６層から成るものとした。マンドレルを、ポリマー溶液中に６回浸漬し、基材を炉内で乾燥または硬化することにより、６０％の結晶質の構造物が得られた。チューブ状基材の少なくとも２つの試料を、引張り試験に供し、図４Ａに示されるように、応力−歪み試験から応力−歪みプロット７０を作成した。

プロット７０に示されるように、ＰＬＬＡ ８．４の第１の試料は、塑性破壊領域７６を有する応力−歪み曲線７２を生成した。破断に至るまで相対的に一定の応力値で歪みパーセンテージが増加し、良好な延性を有する試料であることを示した。ＰＬＬＡ ８．４の第２の試料は、この場合も塑性破壊の相対的にさらに大きい領域７８を有する応力−歪み曲線７４も生成し、同様に試料の延性が良好であることを示した。

したがって、このような基材から作製されたポリマーステントおよびその他の埋め込み型機器は、浸漬コーティングポリマー材料由来の材料特性を保持することができる。得られたステントは、例えば、半径方向、ねじり方向、および／または軸方向に比較的高いパーセンテージの延性を有する機械的性質を示すことができる。この実施例は、外部負荷の下で配置されたときに、なんら塑性変形を生ずることなく５％から７０％の間のいずれかの直径の縮小を受ける能力を有するステントを得るものである。このようなステントは、０．１Ｎから２０Ｎの負荷下に置かれた場合、例えば、２０％の半径方向の変形を伴う高い半径方向強度を示すこともできる。このようなステントは、正常体温に曝された場合、自己拡張するように構成することもできる。

また、ステントは、本明細書で記述されたようにして形成された基材、例えば、高延性および高強度ポリマー基材と矛盾しない、その他の特徴的な機械的性質を示してもよい。このような基材（および処理されたステント）は、圧縮負荷下に配置されたときに破壊形成のない５％から７０％の直径の縮小パーセント、ならびに軸方向負荷の下に配置したときに破壊形成のない１０％から３０％の軸方向の長さの縮小パーセントなど、追加の特徴を示すことができる。比較的高い延性であるので、基材またはステントは、破壊形成または破断なしに曲率半径が約１ｃｍで１８０°までの弯曲部に適合させることもできる。さらに、血管内に配置する場合、ステントは、例えば膨張式血管内バルーンにより５％から７０％まで拡張させて、破壊形成または破断なしに直径を復帰させることも可能である。

これらの値は、ポリマーチューブ基材および得られるステントがどのように構成されて特定の機械的性質を有する機器を得ることができるかという例を示すことを意図している。さらに、所望の結果に応じて、特定のチューブおよびステントを、ポリマーおよび／またはコポリマーブレンドを変化させることにより強度や延性、分解速度などの様々な性質を調節して、患者の体内の様々な解剖学的部位の特定の要件に合わせて調整することができる。

図４Ｂは、追加のポリマーでの応力−歪み試験から得た追加の結果のプロット７１を示す。本明細書に記載の方法を利用してＰＬＬＡ ８．２８の試料を形成し、試験して、破断点７３’を有する応力−歪み曲線７３を生成した。チューブ状基材に組み込んだＢａＳＯ_４の追加の層をそれぞれ有するＰＬＬＡ ８．２８の追加の試料も形成し、試験を行った。ＢａＳＯ_４の層を有するＰＬＬＡ ８．２８の第１の試料から、破断点７７’を有する応力−歪み曲線７７を生成した。同様にＢａＳＯ_４の層を有するＰＬＬＡ ８．２８の第２の試料から、破断点７９’を有する応力−歪み曲線７９を生成し、これは、僅かに高い引張り応力レベルで、第１の試料よりも大きな引張り歪みを示した。ＢａＳＯ_４の層を有するＰＬＬＡ ８．２８の第３の試料は、破断点８１’を有する応力−歪み曲線８１を生成し、この場合も第２の試料の引張り歪みより大きいが、引張り応力レベルよりもそれほど大きくはない。したがってＢａＳＯ_４を含めることにより、ポリマー基材の弾性率の値を改善することができる。ＰＬＬＡ ８．２８の試料は、一般に、材料の破断点で１００Ｎから３００Ｎの間の負荷を生じ、破断時に１０％から３００％の％伸びで、１０００から３０００ＭＰａの間の弾性率の値が得られた。

９６／４ ＰＤＬＬＡの試料も形成し、試験を行い、破断点７５’を有する応力−歪み曲線７５を作成したが、脆性破壊の比較的低いパーセント伸び率特性を示した。破断時に得られた負荷は、１０００から３０００ＭＰａの間であり、弾性率としては１００Ｎから３００Ｎの間で、これはＰＬＬＡ ８．２８試料と同様であった。しかしパーセント伸びは、破断時に１０％から４０％であった。

図４Ｃは、走査型電子顕微鏡下で観察した、本明細書に記述されるプロセスによる複数の浸漬コーティング層で形成されたＰＬＬＡ ８．２８基材８３の詳細な端面図の例を示す。この変形例は、基材に組み込まれたＢａＳＯ_４層８５を有する。上述のように、ＢａＳＯ_４の１つまたは複数の層は、基材８３に任意選択で組み込んで、形成された基材の弾性率を変化させることができる。さらに、互いの上に重なり合った個々の層を融着して、本明細書に記述される浸漬プロセス中の乾燥プロセスの結果から得られる複数の個別の層ではなく単一の溶融層を形成する。この結果、一体構造が得られ、個々の層の間に生ずるいかなる層剥離もこれまで以上に防止または抑制される。

図５Ａおよび５Ｂは、引張り試験システム８０で応力−歪み試験に供された一試料の斜視図を示す。ポリマー基材試験片８６を、前述のようにマンドレル上に形成し、チューブ状の形状にして試験プラットフォーム８２、８４に固定した。引張り負荷を加える試験プラットフォーム８２、８４により、基材試験片８６を破断するまで引っ張った。伸び率の延伸領域８８によって比較的高い伸び率パーセンテージが示され、押出し成形されたポリマー基材に比べて相対的に高い塑性変形度を示す。上述のように浸漬コーティングを介して形成されたポリマー基材は、破断なしに塑性変形を介して直径を縮小することができ、いくつかの異なるステント直径を、単一直径の基材チューブから製造することができる。

浸漬コーティングを使って、層間で配向（例えば、浸漬による線形配向；マンドレルの回転による半径方向の配向など）を付与することにより、形成された基材の機械的性質をさらに高めることができる。半径方向強度はステントデザインで望ましい属性であるので、形成された基材の後処理によりそのような属性を与えるのを実現することができる。通常、ポリマーステントは、半径方向強度の不足を補うために比較的厚い壁を有することになり、このために柔軟性が低下し、進路誘導が妨げられ、埋め込み直後の動脈管腔面積が縮小する。後処理を、通常、ポリマーステントに関連する問題である材料のクリープおよび反跳の防止に役立たせることもできる（クリープは、応力下で、典型的には高温下で試験片に生ずる時間依存的な永久変形である）。

ポリマー基材の半径方向または円周方向の強度をさらに高めるに、浸漬コーティング手順が終了した後（または終了に近い時点で）、いくつかの追加のプロセスを基材に適用してもよい。非晶質または部分的に非晶質であるポリマーは、一般に、ガラス転移温度（Ｔ_ｇ）と呼ばれる特定の温度を通過するときに柔軟な弾性状態（より高い温度で）から脆いガラス状態（より低い温度で）に転移する。所与のポリマーに関するガラス転移温度は、側鎖のサイズおよび柔軟性、ならびに主鎖結合の柔軟性、およびポリマー主鎖に組み込まれた官能基のサイズに応じて変化する。Ｔ_ｇよりも低い温度では、ポリマーは、ある程度の柔軟性を維持し、新しい形状へと変形することができる。しかし、ポリマーが変形しているときにポリマーの温度がＴ_ｇよりも低くなるほど、それを成形するのに必要な力は大きくなる。

さらに、ポリマーがガラス転移温度にある場合、その分子構造を操作して、所望の方向に配向を形成することができる。ポリマー鎖で誘発された位置合わせまたは配向は、材料の機械的性質および挙動を改善する。分子配向は、典型的には、力を加えることによって与えられ、同時に、ポリマーは、柔軟な弾性状態にある。十分な配向が誘発された後、ポリマーの温度を下げて、配向の逆転および消失を防止する。

一実施例では、ポリマー基材を加熱して、その温度をその全長に沿ってまたは基材の選択部分に沿って、ポリマーのＴ_ｇまたはそれよりも高い温度にまで上昇させてもよい。例えば、ＰＬＬＡから製作された基材の場合、この基材は、６０℃から７０℃の間の温度に加熱してもよい。基材が、その分子の十分な量が移動するよう十分な温度に達すると、基材内部からまたは基材の一部に沿って力を加え、その直径を、第１の直径Ｄ_１から、大きな直径で固化するのに必要な時間をかけて第２の大きな直径Ｄ_２に増加させてもよい。この固化時間中、力を加えることによって、分子配向が円周方向に誘発され、その結果、ポリマー鎖の分子配向が整列して、その機械的性質が強化される。次いで再形成された基材を、例えば低温環境、典型的には乾燥空気または不活性ガスにチューブを通すことによって、より低い温度、通常はＴ_ｇよりも低い温度に冷却し、形状を直径Ｄ_２で維持し、分子配向の消失を防止することができる。

基材に加えられる力は、いくつかの異なる方法で生成することができる。１つの方法は、基材内に配置された膨張性圧力管を利用することによる。別の方法は、ＮｉＴｉ合金のような超弾性または形状記憶合金から作製された編物などの編物構造を利用して、サイズを拡大させて基材の内面に対して所望の大きさの力を加えるものである。

さらに別の方法では、図６に示されるような基材管腔内に窒素などの加圧不活性ガスを適用することにより膨張力を加えて、基材に円周方向の配向を与えることができる。完成した基材、例えば鋳造シリンダー９４を、鋳造シリンダー９４よりも大きい内径を有する成形チューブ９０の内部に配置することができる。成形チューブ９０は、ガラス、高度研磨金属、またはポリマーから製作することができる。さらに、成形チューブ９０は、鋳造シリンダー９４の精密なサイズ決めが可能になるように、高い精度で製作してもよい。

鋳造シリンダー９４の遠位端または遠位部分は、クランプ留め９６またはその他の方法で閉じることができ、圧力源は、鋳造シリンダー９４の近位端９８に結合してもよい。アセンブリ全体をノズル１０２上に配置し、このノズルで、熱１０４を鋳造シリンダー９４の長さ全体にまたは鋳造シリンダー９４の一部に加えることができる。加圧不活性ガス１００、例えば１０から４００ｐｓｉに加圧したガスを、鋳造シリンダー９４内に導入して、例えば２ｍｍのその直径を成形チューブ９０の内径、例えば４ｍｍに増加させることができる。したがって、鋳造シリンダー９４の直径の増加により、鋳造シリンダー９４の分子配向が再配列して、その半径方向強度を増加させ、また鋳造シリンダー９４の円周方向配向を付与することができる。部分９２は、半径方向の拡張および円周方向強度の付与を示すため、成形チューブ９０の内面に対する鋳造シリンダー９４の半径方向の拡張を誇張して示す。直径を増加させた後、鋳造シリンダー９４を、上述のように冷却することができる。

基材が形成され、直径をその小さい第２の直径にまで縮小させた後、ステントを、上述のように処理してもよい。あるいはステントを、初期形成後の基材から処理してもよい。次いでステントそれ自体の直径を第２の縮小直径にまで縮小させることができる。

どちらの場合も、ステントがその第２の縮小直径に形成された後、ステントを、患者の血管内の標的位置に送達することができる。送達は、血管内送達を目的に、例えば膨脹バルーン上に配置された第２の縮小送達直径のステントを用いて既知の技術を利用して、血管内で行うことができる。膨張カテーテルおよびステントを、血管の標的領域に隣接して配置した後、ステントを最初に拡張させて、血管の内面に接触させることができる。

ステントを、第２の送達直径よりも大きい第３の直径で血管壁に接触するよう拡張させた状態で、膨脹バルーンをステントから除去することができる。所定の期間にわたり、また、ステントの構造的特徴を考慮して、ステントを血管壁に接触するようさらに自己拡張させて、確実な留置および位置決めを行うことができる。

ＰＬＬＡなどの熱可塑性ポリマーは、通常は加熱されると軟化するので、鋳造シリンダー９４または鋳造シリンダー９４の一部は、その劣化を最小限に抑えるために、不活性環境下、例えば窒素ガス環境下で加熱することができる。

鋳造シリンダー１１０を後処理する別の方法は、形成された基材に円周方向の配向を誘発させる図７の実施例で見ることができる。図示されるように、鋳造シリンダー１１０を有するマンドレル１１２は、ポリマーを硬化させる前の、浸漬コーティングした直後に水平位置に配置し直すことができる。マンドレル１１２は、回転運動１１６によって示されるように、所定速度、例えば１から３００ｒｐｍで、回転させることができ、同時に、シリンダー１１０は、ノズル１０２を介して加熱される。マンドレル１１２は、図２に示されるように、任意選択でアセンブリ３０のモータ４８を介して回転させて、回転運動５４を与えてもよい。マンドレル１１２は、シリンダー１１０の長さまたはその長さの一部が加熱されるように、線形方向１１４に移動させてもよい。上述のように、この後処理は、不活性環境下で完了させることができる。

ポリマー基材に対する処理が完了すると、基材をさらに成形または機械加工して様々な機器を作製することができる。一例を、図８の斜視図に示すが、この図は、ロール状ステント１２０を示している。ステント１２０は、円筒の長さに沿って切断し、重なり合う部分１２２を形成することによって、鋳造シリンダーから作製することができる。次に、ステント１２０を巻いて小さな形状にし、配置させた後に、患者の脈管構造内で拡張させることができる。別の例は、ステント１２４の側面図として示しているが、このステントは、送達および配置を目的として、ステント１２４の圧縮および拡張を容易にする格子またはスキャフォールド構造が作製されるように、いくつかの除去部分１２６を機械加工することによって形成することができる。

図１０Ａから１０Ｆは、ポリマー基材から形成されたステント１３０が、血管内での拡張を確実にするためにどのように送達され配置され得るかを示す別の実施例の側面図を示す。図１０Ａは、初期直径Ｄ１で形成されたポリマー基材から処理されまたは切断された、例示的なステント１３０の側面図を示す。上述のように、基材は、この基材のガラス転移温度Ｔ_ｇ、Ｔ_ｇ付近、またはＴ_ｇよりも高い温度で熱処理して、この初期直径Ｄ１を固定することができ、次いで基材を処理して、ステント１３０が対応する直径Ｄ１を有するようにステント１３０を作製することができる。次に、ステント１３０は、その直径を、初期直径Ｄ１よりも小さい第２の送達直径Ｄ２に縮小して、ステント１３０が、図１０Ｂに示されるように例えば送達カテーテル１３２の膨脹バルーン１３４上に配置されるようにすることができる。縮小直径Ｄ２のステント１３０は、自己抑制し、外側シースの必要なしにステント１３０をその縮小直径Ｄ２のままで維持することができるが、任意選択でシースを利用することも可能である。さらに上述のように、ステント材料の処理および結果的に得られる材料特性によって、ステント１３０は、亀裂または材料の破断なしに、その初期直径Ｄ１から送達直径Ｄ２に縮小することができる。

ステント１３０を送達カテーテル１３２上に配置後、図１０Ｃに示されるように、送達部位に到達するまで血管１３６の内部を前進させることができる。膨脹バルーン１３４を膨張させてステント１３０の直径を拡げて、血管内部に接触させて、例えば、ステントの初期直径Ｄ１よりも小さいが送達直径Ｄ２よりは大きい中間直径Ｄ３にすることができる。ステント１３０は、上述の本来の材料特性に起因してなんら亀裂または破断もなしに、この中間直径Ｄ３にまで拡張することができる。さらに、中間直径Ｄ３にまで拡張することによって、図１０Ｅに示されるように、ステント１３０を管壁に確実に接触させることができ、同時に送達カテーテル１３２の引出しが可能になる。

ステント１３０をある中間直径Ｄ３にまで拡張し、血管壁に固定すると、ステント１３０を、ある期間にわたってさらに自己拡張させて、血管壁にさらに接触させ、ステント１３０を組織に確実に順応させることができる。この自己拡張機構によって、最終的にはステント１３０を、図１０Ｆに示されるように熱硬化されたその元の初期直径Ｄ１にまで拡張させる、またはステント１３０は血管の直径の範囲内で完全に自己拡張するまで拡張させることが可能である。

側枝アクセス
多くの場合、血管は、主血管から相対的に離れた組織に血管形成する多数の側枝を有する。図１１Ａに示す一例では、主血管ＭＶは、主血管ＭＶから伸びる側枝ＳＢを有する。主血管ＭＶなどの血管は、複数の側枝を有してもよいが、説明のために単一側枝ＳＢのみを示す。血管が疾患、例えば、主血管ＭＶ、側枝ＳＢまたはこれら両方内の流れを妨げる動脈硬化症を発症する場合、閉塞が主血管ＭＶとその側枝ＳＢの１つとの分岐点で発生する可能性がある。図１１Ｂは、複数の病変ＬＳ１、ＬＳ２、ＬＳ３が主血管ＭＶと側枝ＳＢとの分岐点に形成される場合の例を示す。この場合、ＬＳ１、ＬＳ２は、主血管ＭＶと側枝との間に形成され、ＬＳ３は、主血管ＭＶ内で、側枝ＳＢが主血管ＭＶから伸びる場所のすぐ近くに形成される。

主血管ＭＶおよび側枝ＳＢの両方の流れの開通性が望まれる場合、分岐点で主血管ＭＶ中にステント１４０を配置し、その分岐点で側枝ＳＢを拡張させて、その後に、バルーン血管形成術またはステント留置術により側枝ＳＢを治療することができる。しかし、図１２に示すように、主血管ＭＶ中に配置されたステント１４０は、側枝ＳＢへの開口部の一部を塞ぎ、流れを低下させるか、またはその他の悪い影響を与えることがある。さらに図示されているように、詳細平面図も図１２に示され、これは側枝ＳＢ中から、拡張されたステント１４０が配置された分岐点を見た図である。円周方向リング１４２および隣接するリング１４２を相互に連結する長手方向ストラット１４４が主血管ＭＶ内で血管壁に対し拡張されているのを観察することができる。しかし、これらのスキャフォールド部材が、側枝ＳＢへの開口部を部分的に妨げていることも観察される。

側枝の流れの閉塞を減らすために、開業医は主血管ＭＶと側枝ＳＢとの間の分岐点を、例えば、血管形成バルーンまたはステントを使って拡張することができる。そうするためには、図１３Ａの概略的側面図の経路１５０により示されるように、バルーンカテーテルまたはステントを主血管ＭＶ内から拡張されたステント１４０中へ通すことが必要となり、また、主血管ステント１４０に沿って画定された側枝ＳＢの開口部に隣接するオープンセルを通すことが必要となる。カテーテル１５２を経路１５０に沿って前進させてしまえば、カテーテル１５２に沿って置かれた膨張式バルーン１５４（またはその他の拡張機構）を側枝ＳＢの開口部またはその近傍に位置する拡張されたオープンセル１４６（図１３Ｂの側面図に示すように）内に配置することができる。その側枝ＳＢの開口部またはその近傍では、オープンセル１４６の周辺部が隣接する円周方向リング１４２および長手方向ストラット１４４により画定され、オープンセル１４６を形づくる。その後、膨張式バルーン１５４はステント１４０の残りの部分を乱すことなく、または再構成する必要もなく拡張されてオープンセル１４６を拡大してさらに広がった形状にし、開口部から側枝ＳＢへのより広い流路を提供することができる。

得られるステントの材料特性により、ステントストラットの破壊または亀裂を生ずることなくオープンセルのさらなる拡大が可能となるために、本明細書で記載のポリマースキャフォールドまたはステント実施形態のいずれかが、ステントの１つまたは複数のオープンセルを拡張するのに特に好適する。したがって、次の特許文献に記載のようなポリマー基材およびステントアセンブリが、後述の方法および装置に特に適切である。（特許文献１）；（特許文献２）；（特許文献３）；（特許文献４）；（特許文献５）；（特許文献６）；（特許文献７）；および（特許文献８）。これらの文献のそれぞれは、本明細書における目的に応じて、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

図１４Ａおよび１４Ｂは、配置されて内側血管壁に対して拡張形状にあるステント１４０を備えた主血管ＭＶ中を側枝ＳＢから見た詳細平面図を示す。図１４Ａでは、側枝ＳＢの開口部に位置する拡張された第１の形状のオープンセル１４６を、説明のために強調された状態で観察することができる。バルーンカテーテルがオープンセル内に配置され、拡張された後に得られた第２の形状を有し、図１４Ａに示す第１の形状に比べて拡大されている拡大オープンセル１４６’（同様に、説明のために強調されている）を図１４Ｂで観察することができる。

図１５Ａと１５Ｂは、主血管ＭＶの外側にある拡張した第１の形状のオープンセル１４６（１５Ａに示す）およびその第２の形状のオープンセル１４６’（図１５Ｂ）を有するステント１４０の平面図を示す。オープンセル１４６’のサイズの増加により、主血管ＭＶからの側枝ＳＢへのアクセスが容易になるだけでなく、流量の増加により血流の促進も行う。

通常、オープンセル１４６内に配置される膨脹バルーンのサイズは、ステントストラットの伸長により分岐アクセスが容易になる範囲であってよい。一例では、膨脹バルーンの、例えば、２．０ｍｍから４．５ｍｍまでの直径への拡張を利用することができる。拡張オープンセル１４６’では、同等の開口径レベルを有する実際の開口部を得ることができる。膨張式バルーン１５４は、例えば、５気圧から３０気圧の圧力を使って、それに応じて膨脹させることができる。対応するリング１４２および長手方向ストラット１４４は亀裂、破壊、または破断を起こすことなく、ポリマーの固有の性質（例えば、降伏応力、破断時のパーセント伸び、など）のみでなくステント１４０と個々のストラットの幾何学的寸法の組み合わせにより、例えば、２％から１２０％伸長させられることができる。

ポリマーステントを使って側枝治療を行えるようにするために、材料および設計によって、亀裂または破壊を起こすことなくオープンセル１４６の所望の直径まで拡張可能に、また合理的な疲労寿命を維持可能にするのが望ましい。さらに、ステント１４０の固有の材料特性により、歪み、破壊または周辺ステント構造の分解を起こさずにストラットが拡張および伸長して側枝ＳＢへのアクセスが可能になる。バルーン１５４の拡張により生成されるエネルギーは、ストラットの伸長に伴う仕事により観察されるが、このストラットの伸長は、特定の部位が、この伸長によって、ステント１４０の残りの部分に対し力の伝達を実質的に行わないという意味でエネルギーを集中する。

オープンセル１４６と側枝ＳＢの拡張は、バルーン１５４の膨脹により円周方向に発生するので、ステントの材料を等方的に歪ませるのが可能となる。（特許文献９）、（特許文献１０）および（特許文献１１）（これらの特許は、本明細書の目的に応じて、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる）でさらに詳細に示され、記載されているように、特定のＰＬＬＡチューブは、その構造全体にわたり均質で等方的な性質を有し、このことが側枝拡張に適応する能力を高めている。

このような特定のＰＬＬＡチューブは、高分子量（重量平均）ＰＬＬＡを含むように構成される。このような高分子量ＰＬＬＡは、より低い分子量のＰＬＬＡチューブより破壊前のはるかに良好な伸びを可能とする（破壊前の８０％またはそれを越える伸び）。このような材料は、側枝拡張を可能とするには極めて重要である。

さらに、このような特定のステント設計は、特定の高分子量の等方性ＰＬＬＡ材料特性を利用して、応力および歪みを分散することにより亀裂または破壊を起こすことなく、また、同時に合理的な疲労寿命を維持しながら、側枝拡張を可能とする。ステント設計要素の寸法、角度、および配置により、正常な使用ならびに側枝拡張中にステントに加わる応力および歪みが最小化される。バルーンおよびステントを通過可能にするオープンセル面積により、ステントのリング構造角度設計を、例えば、１３０度に制限し、さらなる拡張を可能とすると同時に歪みを制限することができる。さらに、設計限界歪みを、例えば、７０％に制限して、合理的な疲労寿命の期間中の亀裂および破壊の形成を防ぐことができる。

図１６に示すように、ステント１４０を側枝治療にさらに良好に適応可能とするために、ステントストラット１６０に変形して歪みを分散する張力緩和機構１６２を組み込むことができる。このような張力緩和機構１６２は、ステント１４０が最初に主血管ＭＶの壁に対しその配置形状に拡張される場合でも、例えば、曲がっているか、または弓状のストラットを含めることができる。これらの張力緩和機構１６２は、オープンセル１４６をその拡大された第２の形状に再構成する際に、ストラット１６０をさらに伸長可能にすることができる。ストラット１６０が曲がるまたは弓状になる程度は、例えば、所望の張力緩和の程度、ならびに拡大される第２の形状のサイズに応じて、変わってもよい。

さらに、ステント設計は、側枝治療用のバルーン／ステントを収容できる特定の開口部を組み込むことも可能である。このような設計には、半径方向力および疲労寿命を維持すると同時に、側枝の拡張中にバルーン／ステントが通過するのに充分に大きな開口部を可能とする、例えば、孔、開口パターン、フラップ、窓、溝、セル構造、およびこれらの組み合わせ、などが含まれる。

本発明を実施するための上述の方法および機器の修正例、および当業者に明らかな本発明の態様の変形例は、この開示の範囲内にあるものとする。さらに、実施例間の態様の様々な組合せも意図されており、これらも同様に本開示の範囲内にあると見なされる。

Claims (19)

1. 埋め込み可能なステントスキャフォールドにより画定される管腔を有する、前記埋め込み可能なステントスキャフォールドを備える、拡張可能なステントシステムであって；
   前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが送達形状と配置形状を有し；
   前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが前記送達形状から前記配置形状に拡張可能であり；
   前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが、前記埋め込み可能なステントスキャフォールドの壁に沿って画定される少なくとも１つのオープンセルを備え；
   前記少なくとも１つのオープンセルが、前記少なくとも１つのオープンセルに導入される拡張機器により第１の形状から第２の形状に拡大されることができ；
   前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが、２５９，０００ｇ／ｍｏｌから２，１２０，０００ｇ／ｍｏｌの分子量および２０％から４０％の結晶化度を特徴とする生体吸収性ポリマーから成るシステム。
2. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドを前記送達形状から拡張させるバルーンカテーテルをも備える、請求項１に記載のシステム。
3. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが前記配置形状に自己拡張するよう構成される、請求項１に記載のシステム。
4. 前記少なくとも１つのオープンセルを拡張する、前記少なくとも１つのオープンセルに配置される拡張機器をも備える、請求項１に記載のシステムであって、前記拡張機器が、前記埋め込み可能なステントスキャフォールドにより画定される前記管腔中に配置されるバルーンカテーテルであるシステム。
5. 前記少なくとも１つのオープンセルが、膨張バルーンにより直径２．０ｍｍから４．５ｍｍに拡大されるよう構成される、請求項１に記載のシステム。
6. 孔、フラップ、窓、溝、セル構造、およびこれらの組み合わせから成る群から選択される形状を有する前記第２の形状に拡大されるよう前記オープンセルが構成される、請求項１に記載のシステム。
7. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドがさらに一つまたは複数のストラットを備え、前記一つまたは複数のストラットが亀裂、破壊、または破断を生じることなく２％から１２０％伸長されるよう構成される、請求項１に記載のシステム。
8. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドがさらに一つまたは複数のストラットを備え、前記一つまたは複数のストラットが、前記オープンセルの拡張の際に伸長する張力緩和領域を画定する、請求項１に記載のシステム。
9. 前記生体吸収性ポリマーが、２７％から３５％の結晶化度によりさらに特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
10. 前記生体吸収性ポリマーが、結晶性領域および非晶質領域によりさらに特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
11. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドがPLLAから製造され、前記オープンセルが、前記拡張機器により等方的に拡大されるよう構成される、請求項１０に記載のシステム。
12. 前記結晶性領域が長手方向に配向している、請求項１０に記載のシステム。
13. 前記結晶性領域が円周方向に配向している、請求項１０に記載のシステム。
14. 前記生体吸収性ポリマーが、１００ｐｐｍより少ない溶媒含量であることによりさらに特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
15. 前記生体吸収性ポリマーが、１０００ＭＰａから３０００ＭＰａの弾性係数によりさらに特徴付けられる、請求項１に記載のシステム。
16. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドの破断時の加荷重が、１００Ｎから３００Ｎである、請求項１に記載のシステム。
17. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが、破壊形成または破断することなく、約１ｃｍの曲率半径で１８０°まで湾曲するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
18. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが、０．１Nから２０Nの負荷下に置かれた場合２０％の半径方向の変形を伴う半径方向強度により特徴づけられる、請求項１に記載のシステム。
19. 前記埋め込み可能なステントスキャフォールドが、外部負荷の下に配置されたとき塑性変形を生ずることなく５％から７０％の間の直径の縮小を受けるよう構成される、請求項１に記載のシステム。