JP6339168B2 - 末梢動脈疾患のための薬剤送達機器 - Google Patents

Description

本発明はポリマー製医療機器に関し、特には、生体再吸収性ステントまたはステントスキャフォールド（骨格）に関する。

本発明は、体内の管腔への埋め込みに適合する、半径方向に拡張可能なエンドプロテーゼに関する。「エンドプロテーゼ」は体内に配置される人工装具である。「管腔」は血管等の管状臓器の内腔を指す。ステントはエンドプロテーゼの一例である。ステントは一般に円筒状の機器であり、血管や、尿道および胆管等の他の解剖学的な管腔の一部を開通したままに保ち、時にはそれらを拡張する機能を有する。ステントは、血管内のアテローム硬化性狭窄の治療に使用されることが多い。「狭窄」とは、体内の通路または開口部が狭くなっている、または収縮していることを指す。このような治療において、ステントは体内の血管を補強し、血管系における血管形成術後の再狭窄を防ぐ。「再狭窄」は、（バルーン血管形成術、ステント埋込術、または弁形成術による）治療が明らかに成功した後に再発する血管や心臓弁の狭窄を指す。

ステントは、ワイヤ、チューブまたはシートの材料を円筒形にロール加工して成形された構造要素またはストラットを相互連結した、パターンまたは網状組織を含むスキャフォールド（骨格）またはスキャフォールディング（骨格）で構成されるのが典型的である。このスキャフォールドは、通路の壁を物理的に開通したままに保持し、所望により拡張するのでその名称が付けられた。典型的には、ステントは、治療部位に送達されて展開できるように、カテーテル上に圧縮またはクリンプ（圧着）することができる。

送達には、ステントをカテーテルを用いて血管等の細い管腔に挿入するステップと、ステントを治療部位まで運ぶステップとが含まれる。展開には、所望の部位に到達した時に、ステントをより大きな径に拡張するステップが含まれる。ステントによる機械的な治療行為は、バルーン血管形成術と比較して再狭窄の発生率が低い。それでも、再狭窄は依然として深刻な問題である。ステントを入れた部位で狭窄が再発した場合は、これら組織の病変をバルーンだけで治療した場合と比べて治療の選択肢が限られるので、その治療が困難になる。

ステントは機械的な治療への使用に限らず、生物学的療法を提供する手段としても使用される。生物学的療法では、投薬ステントを用いて局部に治療剤を投与する。投薬ステントは、金属製またはポリマー製のスキャフォールドの表面を、活性剤、生物活性剤、または薬剤を含む、ポリマー製キャリアで被覆して作製できる。ポリマー製のスキャフォールドに活性剤または薬剤のキャリアとしての機能を持たせることもできる。活性剤または薬剤は、ポリマー製キャリア中に取り込まれずに、スキャフォールドに含めてもよい。

ステントは、一般に、構造的な負荷、即ちステントが血管の壁部を支持する際にスキャフォールドにかかる半径方向圧縮力、に耐えるように作成される。したがって、ステントは十分な半径方向強度を持っていなければならない。半径方向圧縮力に抗するステントの能力である半径方向強度は、ステントの周方向周辺の、ステントの半径方向降伏強さと半径方向スティフネスに関係する。ステントの「半径方向降伏強さ」または「半径方向強度」（本願における）とは、それを超えると、結果として、ステント直径がその無負荷時の直径まで戻らない降伏応力の状態を生じる、つまり、ステントの回復不能な変形が存在する、圧縮荷重または圧縮圧力と理解してもよい。Ｔ．Ｗ．Ｄｕｅｒｉｇ他、Ｍｉｎ Ｉｎｖａｓ Ｔｈｅｒ ＆ Ａｌｌｉｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌ ２０００：９（３／４）２３５〜２４６、を参照。スティフネスは、印加された負荷に対する機器の弾性応答の尺度であり、血管のリコイル（反動・反跳）やその他の機械的イベント（事象）に因る直径ロス（減少）に抗するときのステントの効果を反映する。半径方向スティフネスは、直径を弾性的に変化させるために必要な、（ステント等の管状機器の）単位長さ当たりのフープ力（周方向の力）として定義されてもよい。半径方向スティフネスの逆数を弾性コンプライアンスと称してもよい。Ｔ．Ｗ．Ｄｕｅｒｉｇ他、Ｍｉｎ Ｉｎｖａｓ Ｔｈｅｒ ＆ Ａｌｌｉｅｄ Ｔｅｃｈｎｏｌ ２０００：９（３／４）２３５〜２４６、を参照。

半径方向降伏強さを超えると、ステントはより厳しく降伏することが予想され、大幅な変形を引き起こすには最小限の力だけでこと足りる。半径方向強度は、平板間のステントに圧縮荷重を印加することによって、またはステントに内向きの半径方向荷重を印加することによって測定される。

一旦拡張されると、ステントは、鼓動する心臓により誘発される周期的な負荷を含め、与えられる種々の力にもかかわらず、その使用寿命を通して大きさと形状とを十分に維持しなければならない。例えば、半径方向に向けられた力は、ステントを内向きにリコイルさせようとする。さらに、ステントは、クリンプ（圧着または縮径）、拡張、および周期的負荷をかけることができるように十分な可撓性（フレキシビリティ）を備えていなければならない。

ステントを用いる治療によっては、限られた期間のみ、その存在が必要である。生体組織の構造的支持および／または薬剤送達を含むことができる治療が一旦完了したら、ステントは治療部位から除去される、または消滅することが望ましい場合がある。ステントを消滅させるひとつの方法は、ステントを、全体的または部分的に体内の条件へ曝露することにより、侵食されるまたは分解される材料から作製する方法であってもよい。従って、生体吸収性ポリマー等の生分解性、生体吸収性、生体再吸収性、および／または生体侵食性の材料で作製されるステントは、治療におけるそれらの必要性を果たした後にのみ完全に溶解するよう設計することができる。

下肢における末梢血管疾患を経皮的に治療することは、現在の技術が挑戦すべき課題である。日々の生活状況の一環として、脈管（血管）およびインプラント（埋め込み器具）が絶えず運動していることに起因する慢性的な損傷に因り、長期的な成果は最適とは言い難い。この慢性的な損傷を減らすために、浅大腿動脈（ＳＦＡ）および／または膝窩動脈のための生体吸収性スキャフォールドを、何らかの重大な長期的損傷が引き起こされる前に消滅するように用いてもよい。しかし、末梢大腿動脈および場合によっては膝窩動脈に曝露される大腿スキャフォールド、および、特に長さが長いスキャフォールド（４〜２５ｃｍ）の開発に伴う挑戦すべき課題のひとつは、疲労運動（fatigue motion、疲労を伴う運動）の存在であり、疲労運動は、特に浅大腿動脈に埋め込まれた場合に、意図する生体吸収期間前に、特に浅大腿動脈における慢性的なリコイルおよびストラット（支柱・構造部材）の破壊を招くかもしれない。

ＳＦＡおよび／または膝窩動脈におけるスキャフォールドは、半径方向圧縮、ねじり、曲げ、並びに、軸方向の拡張および圧縮等の種々の非拍動力を受ける。これらの力は、スキャフォールドの機械的性能に対して高い要求を突き付け、スキャフォールドを、要求が少ない解剖学的構造よりも破壊しやすくする。したがって、ＳＦＡ等の末梢血管用のステントまたはスキャフォールドには、高いつぶれ回復性が要求される。用語「つぶれ回復性」は、スキャフォールドが締付またはつぶれ荷重からどれほど回復するかを記述するために使用され、用語「つぶれ耐性」は、スキャフォールドが永久変を引き起こすのに必要な力を記述するために使用される。ＳＦＡ治療に対するステントの要件は、血管を拡張直径に維持できる十分に高い半径方向強度であると考えられてきた。かかる高い半径方向強度、高いつぶれ回復性、および高い耐破壊性を兼ね備えたステントは、大きな挑戦すべき課題である。

血管インターベンションに対する良好な成果は、インターベンション部位にて健全な血管直径を長期にわたって維持することである。したがって、ＳＦＡおよび／または膝窩動脈の治療に対する重要な目標は、高いつぶれ回復性およびこの目標を達成する高い耐破壊性を有する生体吸収性ステントの開発にある。

［関連出願の相互参照］
本明細書で述べる全ての刊行物、特許、および特許出願は、あたかも、引用により組み込まれるために、個々の刊行物、特許、または特許出願が具体的かつ個々に記されているかのように、且つ、図面を含む個々の刊行物、特許、または特許出願の全体が、本明細書に十分に記載されているかのように、引用により同程度に本明細書に組み込む。

本発明の実施の形態は、体内の末梢血管内に埋込み可能な医療機器を含み、
前記医療機器は、ポリマー調合物から形成される円筒形の半径方向に拡張可能な本体であって、ポリマー調合物は前記本体が前記本体の６０ｗｔ％を超える生体再吸収性弾性材料と、前記弾性材料の基材全体に分散される剛性領域を形成する前記本体の４０ｗｔ％未満の生体再吸収性剛性材料とを含む本体と、
前記末梢血管内への前記医療機器の埋め込み時に前記血管へ送達する、前記本体に関連する抗再狭窄薬とを備え、
前記弾性材料は、ガラス転移温度（Ｔｇ）＜２５℃を有し、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇは３７℃より高く、
前記本体は、血管壁と接触する前記末梢血管内で、クリンプ状態から拡張状態へ拡張されるように構成される、医療機器である。

本発明の実施の形態は、体内の末梢血管内に埋込み可能な医療機器を含み、
前記医療機器は、架橋された弾性材料を含むポリマー調合物から形成される円筒形の半径方向に拡張可能な本体と、
前記末梢血管内への前記医療機器の埋め込み時に前記血管へ送達する、前記本体に関連する抗再狭窄薬とを備え、
前記弾性材料は、ガラス転移温度（Ｔｇ）＜２５℃を有し、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇは、３７℃より高く、
前記本体は、血管壁と接触する前記末梢血管内で、クリンプ状態から拡張状態へ拡張されるように構成される、医療機器である。

図１は、例示のスキャフォールドの外観を示す図である。

冠状動脈インターベンション（経皮的冠動脈形成術）等のステントを用いる多くの治療用途において、ステントは拡張し、血管の狭窄部を開いたままに保つ。これを達成するために、ステントは、拡張状態において、拡張された血管の大きさを数週間または数ヶ月にわたって持続的に維持できる十分な強さの半径方向強度を有していなければならない。これは一般的に高強度の剛性材料を必要とする。生体再吸収性ポリマーステントの場合、堅く（stiff）剛性のある（rigid）生体再吸収性ポリマーが冠状動脈インターベンション用のステントにおいて提案され、用いられてきた。かかるポリマーは、人の体内の生理条件下で堅いまたは剛性がある。これらのポリマーは、どちらかというと、これらの条件でポリマーが堅いまたは剛性がある、人の体温（略３７℃）より十分上のガラス転移温度（Ｔｇ）を持つ半結晶性ポリマーである。ポリ（Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ）は、管腔を、展開直径またはそれに近い直径に維持するステントの能力を促進する、人の体温にて堅く剛性であるままの材料例である。

しかし、かかるポリマーは、比較的低いひずみで破壊が生ずる（これは破断時の伸びが比較的低いことを意味する）ように、脆性破壊メカニズムにより機能しなくなる傾向にある。したがって、このような高い強度の剛性ポリマー製ステントは、十分に高いひずみを繰り返し受けた場合に破壊しやすくなる可能性がある。冠状動脈への適用については、血管の周期的変形が小さいので、破壊のリスクはほとんどない、または、まったく問題ない。

しかし、末梢血管への適用については、脚部の絶え間ない動きにより、機器の可撓性または破壊耐性およびつぶれ回復性の要件は、そのスティフネスの要件よりもはるかに高い。具体的には、長期間にわたって構造上の完全性を維持し、大きな振幅による変形において疲労破壊の可能性を排除する能力は、短期間にわたって半径方向強度および半径方向スティフネスを維持することよりも重要である。

薬剤送達ステントの代わりは、抗再狭窄薬コーティングバルーン（ＤＣＢ）である。ＤＣＢは、薬剤のないバルーンによる従来の血管形成術に続く、拡張された動脈壁の弾性リコイルに取り組む試みである。動脈壁のリコイルは、バルーン血管形成術で成し遂げた多くを元に戻してしまい、結果として再狭窄、つまり治療済み動脈の再閉塞を生ずる。ＤＣＢ治療では、薬剤を含むコーティングがバルーンの外面に形成される。バルーンが血管内の目標部位で膨張し、バルーン壁が血管壁と接触すると、薬剤は血管壁に放出される。実際には、薬剤の大半は、数秒から数分であろう膨張期間中にバルーンの表面から放出される。血管形成術と同様に、次にバルーンは除去され、機械的な支持のない治療済み血管壁が残る。

近年の臨床研究により、薬剤コーティングバルーン（ＤＣＢ）を用いる血管インターベンションは、末梢血管障害の治療に対して効果的であり得ることが示されている。詳細には、患者のＳＦＡはパクリタキセル・コーティングバルーンにより治療された。Ｍｉｃａｒｉ Ａ他、Ｊ Ａｍ Ｃｏｌｌ Ｃａｒｄｉｏｌ Ｉｎｔｖ．２０１２；５：３３１〜３３８。治療の１年後に存続する管腔開通性は７０％を超えた。これは、ＤＣＢが提供する短期間での薬剤放出およびバルーンインターベンション後の血管支持の喪失にもかかわらず達成された。この研究からもたらされる一の仮説は、ＤＣＢが除去され、部位に残った残留薬剤が放出された後、長期間にわたる薬剤放出によって、結果をさらに向上できるということである。

ＤＣＢの成功と、強度が高く剛性のあるステントの破壊に対する機器の影響のされやすさを解消したいという要望に基づいて、本発明者らは、良好な可撓性、良好なつぶれ回復性、および高い疲労破壊耐性を有する、長期にわたる薬剤放出機能を有する、埋込み可能な生体再吸収性機器を提案する。しかし、提案する機器は、必ずしも、市販の薬剤溶出ステントのような、直径変化を防ぐのに十分な半径方向強度を有していない。提案する機器は、限られた管腔支持を提供するに十分な半径方向強度を有していてもよい。

本発明の実施の形態はＳＦＡ等の末梢血管に埋め込むための、再狭窄の治療用薬剤を取り込んだ、半径方向に拡張可能な円筒形の機器である。機器は、破壊に対する高い耐性、低い半径方向スティフネス、および高いつぶれ回復性を有する。機器の半径方向強度は非常に低くてもよい。薬剤は、抗増殖薬、抗炎症薬、および本明細書に開示する他の薬剤を含むことができる。

実施の形態によっては、機器は、血管壁に対する機械的支持を提供するには不十分な、比較的低い半径方向強度を有してもよい。例えば、血管壁が埋込み後に内方へ移動する傾向がある場合、機器は、内方への移動を防ぐのに十分な外向きの力を有していなくてもよい。このような場合、血管の内向きの圧力は機器の半径方向強度を超え、機器は回復不能な内方への半径方向変形を呈する。特定の実施の形態において、機器によって印加される外向きの力は、血管壁と接触するその位置を維持するのに十分でありさえすればよい。したがって、かかる実施の形態において、機器は、血管壁への持続した薬剤送達を提供する血管壁上の弾性ライニングとして働く。

他の実施の形態において、機器は、血管壁に対する何らかの機械的支持を提供するのに十分な高い半径方向強度を有してもよい。この場合、半径方向強度が血管壁の内向きの力または圧力を超えるので、機器は、血管壁の内方への移動の程度を防ぐ、または減らすことができる。

しかし、機器の半径方向スティフネスは比較的低いため、血管壁の内向きの力は、結果として、機器の半径方向強度が血管壁の内向きの圧力より高くても、血管の直径減少を招いてもよい。この場合、機器の内方への変形は、それが内方への弾性変形であるので、回復可能である。回復可能な変形により、機器は、減少した直径で慢性の外向きの力を呈する。

機器材料の機械的特性、並びに半径方向強度および半径方向スティフネス等の機器特性は、埋込み後の機器の劣化につれて変化する。しかし、機器の劣化につれて、機器は内皮細胞に埋没することになる。したがって、特性が劣化し、機器が機械的完全性および質量を喪失するにつれて、機器は危険な塞栓現象を与えなくなる。

特定の実施の形態によっては、機器は、機器の初期の半径方向スティフネスまたは弾性コンプライアンスが、機器が埋め込まれる血管の半径方向スティフネスの付近、同一、またはそれより低くなるように、設計されてもよい。例えば、機器は、血管の７０〜９０％の弾性コンプライアンス、または血管の１００〜１３０％の弾性コンプライアンスを有してもよい。血管の弾性コンプライアンスは、埋込みの部位における健康な血管の弾性コンプライアンスであるものとして採用できる。

実施の形態によっては、機器は、縮小されたプロファイル（輪郭、外形）で送達バルーンの上に取り付けられ、埋込み部位に送達され、バルーンによって拡張直径まで拡張されてもよい。埋込み部位は動脈の狭窄部分であってもよく、狭窄部分は機器の拡張によって拡張されてもよい。埋込み機器の主な目的は、持続的な薬剤送達を提供することにあり、埋込み部位の管腔に対して機械的支持または開通性を提供しなくてもよい。したがって、機器を送達し、バルーンを除去したら、機器は、血管壁のいずれの弾性リコイルも阻まなくてもよい。送達後の血管の直径は、全体として、血管壁の固有の強度に起因する直径であってよい。

機器は、部分的または完全に、生分解性、生体再吸収性、または生体吸収性ポリマーからできていてもよい。機器は、何らかの生体安定性ポリマーを含んでもよい。機器は、最終的に、埋込み部位から完全に吸収されるよう構成してもよい。機器は、一旦埋め込まれると薬剤送達を提供し、血管に対して機械的支持を提供せず、次いで、徐々に完全に吸収されてなくなってもよい。機器は、６ヶ月以内、６から１２ヶ月、１２から１８ヶ月、１８ヶ月から２年、または２年超の間に、完全に侵食されるよう構成してもよい。

完全に生体再吸収性である機器は、依然として、放射線不透過マーカまたは粒子状添加剤等、何らかの生分解性ではない構成要素を含んでもよい。ステントを作製するために用いられるポリマーは、生体安定性、生体再吸収性、生体吸収性、生分解性、または生体侵食性であってもよい。生体安定性は、生分解性ではないポリマーについて言及する。用語「生分解性」、「生体再吸収性」、「生体吸収性」、および「生体侵食性」は、相互に交換可能に用いられ、血液等の体液に曝露された場合に異なる程度の分子レベルまで完全に分解および／または侵食されることができ、身体へ徐々に再吸収、吸収、および／またはそこから除去できるポリマーについて言及する。ポリマーの分解および吸収のプロセスは、例えば、加水分解および代謝プロセスによって引き起こされてもよい。

血管は、埋込み直後（即ち、埋込み後約３０分未満）および数日間、数週間または数ヶ月間にわたって縮径する、またはリコイルする傾向にある。一旦埋め込まれたら、機器は、中長期にわたるリコイルを減らすに十分な、または阻むに十分な半径方向強度を持っていなくてもよい。

実施の形態によっては、機器の半径方向強度は比較的低い。血管内で意図した展開直径への拡張直後の機器の半径方向強度は、せいぜい、機器が血管壁との接触を維持するのに必要な半径方向圧力であってよい。半径方向強度は、滑らかな筋肉の動きを妨げる最低圧力より小さくてもよい。半径方向強度は、１５０ｍｍＨｇ未満、１００から１５０ｍｍＨｇ、１から１０ｍｍＨｇ、または１００ｍｍＨｇ未満であってもよい。半径方向強度は、クリンプおよび拡張前の作製されたままの機器、または、クリンプされた、および、意図した展開直径へ拡張された後の機器の直径に基づいてもよい。

他の実施の形態において、半径方向強度は、血管に機械的支持を提供し、血管の縮径を防ぐ若しくは低減するように十分に高くても、または血管が回復不能な変形を生じないように十分に高くてもよい。かかる実施の形態において、半径方向強度は、２００ｍｍＨｇ超、２００〜３００ｍｍＨｇ、または３００ｍｍＨｇ超であってもよい。

機器本体は、クリンプ中、展開中および展開後に機器にかかる力に起因するであろう破壊に対し、高い耐性を有する。機器本体は、大半がまたは完全に、生体吸収性ポリマー材料または調合物からできていてもよい。ポリマー調合物の大部分は、高い靭性の弾性材料を含んでもよく、弾性材料は、弾性ポリマーまたはポリマーセグメントまたはブロックである。本体は、セグメント、ブロック、ポリマー、またはそれらの組み合わせた形態の少なくとも６０ｗｔ％の弾性材料から構成されてもよい。

調合物の弾性材料はいくつかの特性を特徴としてもよく、かかる特性の一つまたは組み合わせを有していてもよい。弾性材料の破断時の伸びは、３０％超、５０％、８０％、１００％、５００％、または５００％より上であってよい。弾性ポリマー材料は、２５℃、３７℃で、または２５から３７℃の範囲で、弾性率が１．５ＧＰａ未満、１ＧＰａ若しくは０．５ＧＰａ、または、０．５ＧＰａから１ＧＰａであってもよい。更に、弾性材料のＴｇは、体温若しくは３７℃未満、２５℃未満、または０℃未満であってもよい。

機器本体のすべてまたは一部を構成してもよい機器のポリマー調合物も、いくつかの特性を特徴としてもよく、かかる特性の一つまたは組み合わせを有していてもよい。ポリマー調合物の破断時の伸びは、３０％超、５０％、８０％、１００％、５００％、または５００％より上であってよい。ポリマー調合物は、２５℃、３７℃で、または２５から３７℃の範囲で、弾性率が１．５ＧＰａ未満、１ＧＰａ若しくは０．５ＧＰａまたは、０．５から１ＧＰａであってもよい。

機器は、基材としての弾性材料と、物理的な架橋ネット点（physical cross-linking net point）としての機能を果たす基材全体に分散される剛性領域を形成する剛性材料（剛性ポリマーまたはセグメント）とを含む材料からできていてもよい。弾性基材は、高い柔軟性と良好な疲労破壊耐性とを提供する。剛性領域は、高いつぶれ回復性を確保するよう物理的な架橋ネット点として機能する。剛性領域は、少量の管腔支持を提供してもよい。基材は弾性材料のＴｇを有していてもよく、剛性領域は剛性材料のＴｇを有していてもよい。

剛性領域は、ＰＬＬＡおよびポリグリコリド等の剛性ポリマーまたはセグメントを含む、またはそれから構成されてもよい。剛性領域の大きさ（即ち、直径）は、１から５ミクロン（μｍ）、または０．１から１ミクロンである。

生分解性弾性ポリマーまたはセグメントの例は、ポリ（４−ヒドロキシブチレート）（Ｐ４ＨＢ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ（トリメチレンカーボネート）（ＰＴＭＣ）、ポリ（ブチレンサクシネート）（ＰＢＳ）、ポリ（ｐ−ジオキサノン）（ＰＤＯ）を含むが、これらに限定されない。機器材料は、弾性ポリマーと、剛性ポリマーまたは他の弾性ポリマーとのブレンド、弾性ポリマーと、剛性ポリマーまたは他の弾性ポリマーとのコポリマー（ブロック、ランダム、または交互）、またはそれらのいずれかの組み合わせを含んでもよい。

剛性ポリマーまたはセグメントは、いくつかの特性を特徴としてもよく、かかる特性の一つまたは組み合わせを有していてもよい。剛性ポリマーまたはセグメントの破断時の伸びは、２０％未満、１０％、５％、または３％であってよい。剛性ポリマーまたはセグメントの弾性率は、３ＧＰａ、５ＧＰａ、または７ＧＰａより大きくてもよい。更に、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇは、体温若しくは３７℃より高い、または、体温若しくは３７℃より１０℃超若しくは２０℃超高くてもよい。剛性ポリマーまたはセグメントは、かかる特性の一つまたはいずれかの組み合わせを有していてもよい。

他の剛性のある生体再吸収性ポリマーまたはセグメントは、ポリ（Ｄ−ラクチド）（ＰＤＬＡ）、およびポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）を含む。ＰＬＧＡは、（ＬＡ：ＧＡ）が８５：１５（または、８２：１８から８８：１２の範囲）、９５：５（または、９３：７から９７：３の範囲）のモル％を有するもの、または、８５：１５若しくは９５：５ＰＬＧＡと同一の市販のＰＬＧＡ製品を含む。

機器からの薬剤送達は、機器本体の表面上のコーティングから提供されてもよい。コーティングは未希釈薬剤の形態であってもよい。代わりに、コーティングは、薬剤がポリマー内に混合したまたは溶解したポリマー基材を含む。ポリマー基材は生体再吸収性であってもよい。薬剤送達ポリマーに適切なポリマーには、ポリ（ＤＬ−ラクチド）、ポリカプロラクトン、ポリ（Ｌ−ラクチド）、ポリグリコリド、またはポリ（グリコリド−ｃｏ−カプロラクトン）を含むことができる。

コーティングは、ポリマーおよび薬剤を溶媒内で混合し、溶液を機器の表面に塗布することによって形成できる。薬剤放出速度は、薬剤およびポリマーコーティング材料の比率を調整することによって制御されてもよい。薬剤は、埋込み後、１から２週間、最大で１ヶ月、または最大で３ヶ月にわたりコーティングから放出されてもよい。機器本体上のコーティングの厚さは１から２０ミクロン、１から２ミクロン、１から５ミクロン、２から５ミクロン、３から５ミクロン、５から１０ミクロン、または１０から２０ミクロンであってもよい。実施の形態によっては、機器本体が薬剤放出コーティングを含む、および、本体はコーティングから本体への薬剤の何らかの偶発的な移動は別にして、薬剤を含まない。

代わりにまたは更に、薬剤を、機器本体へ埋め込んでも、分散してもよく、最長で数ヶ月（例えば、埋込み後３ヶ月）、機器が劣化する間にゆっくりと放出されてもよい。この場合、機器を形成するために用いられるチューブを形成するときに、薬剤をポリマーに含めてもよい。例えば、押出し成形または射出成形の間に溶融ポリマー中に、またはチューブを浸漬または溶射または注型から成形するときに溶液中に薬剤を含めてもよい。

弾性ポリマーまたはセグメントおよび剛性ポリマーまたはセグメントを含む機器材料またはポリマー調合物のいくつかの実施の形態がある。

実施の形態の第１のセットは、基材としての弾性ポリマーと、剛性セグメントおよび弾性セグメントを含有するコポリマーとのポリマーブレンドである。ブレンドは、６０ｗｔ％を超える弾性ポリマーと、４０ｗｔ％未満のコポリマーとを含むことができる。コポリマーの弾性セグメントは、コポリマーと弾性基材材料との親和性を確実なものにするよう錨鎖としての機能を果たす一方で、剛性セグメントは、物理的な架橋ネット点としての機能を果たす剛性領域を形成する。

ブレンドの弾性材料は、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、およびＰ４ＨＢを含むことができる一方、コポリマーは、ＰＬＬＡ−ＰＣＬ、ＰＬＬＡ−ＰＴＭＣ、ＰＬＬＡ−ＰＤＯ、またはＰＧＡ−ＰＣＬコポリマーであってもよく、ここで、基材の弾性ポリマーは、セグメントとして弾性ポリマーを有するコポリマーと対にされる。コポリマーは、ブロックコポリマーまたはランダムコポリマーの何れかであってもよい。少なくともいくつかの剛直鎖（rigid chains）は、共に物理的な架橋を形成するよう十分に長くなければならない。

実施の形態のこの第１のセットの弾性材料の分子量（ＭＷ）は５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。コポリマーのＭＷは５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。コポリマーの剛性および弾性セグメントのＭＷは、両方とも、２０ｋＤａより上であってもよく、例えば、２０から８０ｋＤａであってもよい。

弾性材料およびコポリマーの好ましい組み合わせは、それぞれ、６０から８０ｗｔ％および２０から４０ｗｔ％の範囲であり、それぞれ、７０ｗｔ％および３０ｗｔ％であってもよい。コポリマーの剛性および弾性セグメントの組成は、それぞれ、コポリマーの２０ｗｔ％未満であってもよい。

実施の形態の第２のセットは、基材としての生体再吸収性弾性ポリマー（６０ｗｔ％超、または６０から８０ｗｔ％）と、物理的な架橋ネット点として機能する剛性領域を形成する剛性ポリマー（４０ｗｔ％未満または２０から４０ｗｔ％）とのポリマーブレンドである。ブレンドはさらに、相溶化剤として、剛性セグメントおよび弾性セグメントを含有するブロックコポリマー（５ｗｔ％未満、または３から５ｗｔ％）を含むことができる。コポリマーは、弾性基材材料と剛性領域との親和性を確保するように錨鎖として機能することができる。剛性材料は、物理的架橋ネット点として機能し、その結晶性は、アニーリングまたは変形により増加した。ブレンドの弾性材料はＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、Ｐ４ＨＢであってもよい一方、剛性材料はＰＬＬＡまたはＰＧＡであってもよい。コポリマーはＰＬＬＡ−ＰＣＬ、ＰＬＬＡ−ＰＴＭＣ、ＰＬＬＡ−ＰＤＯ、またはＰＧＡ−ＰＣＬのブロックコポリマーであってもよく、ここで、コポリマーは、コポリマーのセグメントに対応するブレンドと対にされる。ブレンドは、溶融ブレンディングまたは溶液ブレンディングによって調製されてもよい。

実施の形態のこの第２のセットの弾性材料のＭＷは５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。剛性材料のＭＷは５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。コポリマーのＭＷは、５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。コポリマーの剛性および弾性セグメントのＭＷは、両方とも、２０ｋＤａより上であってもよく、例えば、２０から８０ｋＤａであってもよい。

弾性材料、剛性材料、およびコポリマーの好ましい組み合わせは、それぞれ、８０ｗｔ％、１７ｗｔ％、および３ｗｔ％であってもよい。

実施の形態の第３のセットは、基材としての生体再吸収性弾性コポリマー材料（８０ｗｔ％超、または８０から９０ｗｔ％）と、物理的な架橋ネット点として機能する剛性領域を形成する剛性材料（２０ｗｔ％未満または１０から２０ｗｔ％）とのポリマーブレンドである。弾性コポリマーの剛性セグメントは、コポリマー基材および剛性材料の親和性を確保するように錨鎖として機能する。剛性材料はＰＬＬＡ、ＰＧＡであってもよい一方、コポリマーは、ＰＣＬ−ＰＬＬＡ、ＰＴＭＣ−ＰＬＬＡ、ＰＤＯ−ＰＬＬＡ、またはＰＣＬ−ＰＧＡコポリマーであってもよく、ここで、剛性ポリマーは、同じ剛性ポリマー構成要素を有する弾性コポリマーと対にされる。弾性コポリマーは、ブロックコポリマーまたはランダムコポリマーの何れであってもよい。

ランダムコポリマーの文脈において、「セグメント」とは、ポリマーから生じる単一ユニット、または、モノマーユニットから生じるいくつかの化学結合ユニットを指してもよい。ブロックコポリマーの文脈において、「ブロック」とは、少なくとも５０ｋＤａのＭＷを有するモノマーユニットから生じるいくつかの化学結合されたものを指してもよい。コポリマー基材内の弾性セグメントは８０ｗｔ％を超えてもよい。

実施の形態のこの第３のセットの弾性コポリマーのＭＷは５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。剛性材料のＭＷは５０ｋＤａを超えてもよく、例えば、５０から１００ｋＤａであってもよい。弾性コポリマーの剛性および弾性セグメントのＭＷは、両方とも、２０ｋＤａより上であってもよく、例えば、２０から８０ｋＤａであってもよい。

実施の形態の第４のセットは、含有量が６０ｗｔ％超である弾性セグメントと、物理的架橋ネット点として機能する４０ｗｔ％未満の結晶化した剛性セグメント形成領域とを含む生体再吸収性ブロックコポリマーである。コポリマーは、例えば、ＰＣＬ−ＰＬＬＡ、ＰＴＭＣ−ＰＬＬＡ、ＰＤＯ−ＰＬＬＡ、またはＰＣＬ−ＰＧＡコポリマーであってもよい。剛性セグメントが物理的架橋ネット点として作用することを確保するように、各ブロックコポリマー鎖内の剛性セグメントの分子量は、その絡み合い分子量（entanglement molecular weight）よりも高くなければならず、その絡み合い分子量よりも２倍を超えて高いのが好ましい。ＰＣＬ−ＰＬＬＡまたはＰＤＯ−ＰＬＬＡコポリマーに対して、ＰＬＬＡセグメントの分子量は、少なくとも２０ｋＤａよりも大きいことが好ましい。ブレンディング後、チューブは、例えば、押出し成形または溶液キャスト法によって成形される。

実施の形態のこの第４のセットのブロックコポリマーのＭＷは８０ｋＤａを超えてもよく、例えば、８０から１００ｋＤａであってもよい。弾性セグメントのＭＷは５０ｋＤａより上であってもよく、例えば、５０から７０ｋＤａであってもよく、剛性セグメントのＭＷは、３０ｋＤａより上であってもよく、例えば、３０から５０ｋＤａであってもよい。

上記のポリマーブレンドは、溶融ブレンディングまたは溶液ブレンディングによって調製されてもよい。機器材料を作成した後、チューブは、押出し成形、溶液キャスト法、浸漬、または射出成形によって成形される。

実施の形態の第５のセットは、架橋された生体再吸収性弾性ポリマーを含むポリマー調合物である。機器は、熱または放射線への曝露時に架橋を形成できる反応性の末端基または側基を有する弾性ポリマーから形成されてもよい。代わりに、機器は、熱または放射線への曝露時に架橋を形成できる架橋剤を含む弾性ポリマーから形成されてもよい。

機器を作製するため、チューブは、押出し成形または溶液キャスト法によって弾性ポリマーから形成されてもよく、次いで、レーザによって、切断されてチューブにパターンが形成される。その後、架橋が、高エネルギー電子線、またはＵＶ光によって、または熱によって、化学的架橋ネット点を形成するよう開始される。放射線または熱により、反応性の末端／側基とそれぞれとの反応を開始する、または、架橋剤による架橋を開始する。代わりに、架橋ステップをレーザ切断前に実行してもよい。架橋後にチューブをレーザ切断してもよい。

この方法で架橋されてもよいポリマーの種類は、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、または、ＰＣＬ−ＰＬＬＡ若しくはＰＣＬ−ＰＧＡ等のコポリマーを含む。反応性末端／側基は、ジイソシアネート基またはジアクリレート基を含む。例示の架橋剤は、トリアリルイソシアヌレート（ＴＡＩＣ）、トリメタリルイソシアヌレート（ＴＭＡＩＣ）、およびトリメチロールプロパントリアクリレート（ＴＭＰＴＡ）を含む。架橋生体再吸収性脂肪族ポリエステルを作成する例示の方法は、ＵＳ２０１０−０２６２２２３に開示されている。

剛性領域は、１０から５０％、１０から２０％、２０から３０％、３０から４０％、４０から５０％の、または５０％を超える結晶化度を有する半結晶であってもよい。チューブを形成した後、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇよりも上の温度でチューブをアニーリングすることによって領域の結晶化度を増加させてもよい。更に、または、代わりに、結晶化度を増加するようにチューブを剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇよりも上の温度で半径方向に拡張してもよい。

形成されたチューブは、内面と外面との間に孔が無い、または実質的に無くてもよい。機器は、レーザ切断により形成されたチューブから作製されてもよく、レーザ切断は、構造要素と、レーザ切断によって形成された内面と外面との間のチューブ壁における間隙とを有する管状機器を形成する。

最終的な機器は、バルーン拡張可能であっても、自己拡張可能であってもよい。バルーン拡張可能機器の場合、機器の寸法形状は、それぞれがチューブをレーザ切断することにより形成される、本明細書に開示するステントパターンに類似の開口セル構造、または閉鎖セル構造であってもよい。バルーン拡張可能機器において、機器が、作製直径からクリンプ直径または展開直径に、バルーン上でクリンプされる場合、構造要素は塑性的に変形する。偶発的な外向きのリコイルとは別に、機器は、塑性的に変形した構造要素のために、クリンプされた機器にかかる内向きの力無しでクリンプ直径を保持する。機器がバルーンによって拡張される場合、構造要素は塑性的に変形する。機器は、意図した拡張または展開直径に拡張され、意図した拡張直径、または、血管からの内向きの圧力、応力緩和、またはその両方による偶発的な内向きのリコイルのために僅かに小さい直径を保持する。最終的な拡張直径においては、機器は、いずれの慢性的な外向きの力も作用させず、慢性的な外向きの力とは、血管によって機器に作用する半径方向内向きの力を上回る、機器によって作用する半径方向外向きの力である。

自己拡張可能機器の場合、機器が、作製直径からクリンプ直径または送達直径までバルーン上でクリンプされる場合、構造要素は弾性的に変形する。従って、機器をクリンプ直径に保持するため、機器は、内向きの力を用いるいくつかの方法で、例えば、シース（鞘状体）またはバンドにより拘束される。クリンプされた機器は、機器が意図した展開直径へ自己拡張することを可能にする、内向きの拘束力を除去することによって、意図される拡張直径または展開直径に拡張される。構造要素は、機器が自己拡張するにつれて、弾性的に変形する。最終的な拡張直径が作製された直径と同じであれば、機器はいずれの慢性的な外向きの力も作用させない。最終的な拡張直径が作製された直径より小さければ、機器は慢性的な外向きの力を作用させている。自己拡張可能な機器の寸法形状は、レーザ切断による１組の螺旋コイルを含む螺旋構造であってもよい、または、押出し成形し、アニールしたファイバを編むことによるコイル状であってもよい。

機器の幾何構造は、いずれの特定のステントパターンにも寸法形状にも制限されることはない。機器の形態は、複数のリング状ストラットとリンクストラットとから成る管状スキャフォールド構造であってもよい。リング状ストラットは、円筒軸を中心に配置された複数の円筒リングを形成する。これらのリングはリンクストラットにより接続される。スキャフォールドは、リングおよびストラットによって画成される本体に間隙を有する略管状体を画成する、ストラットとリンクとのオープン式枠組み（オープン・フレームワーク）を備える。

パターンを切り出すレーザ切断装置により、初期状態ではチューブ壁に間隙が無くてもよい薄肉チューブ円筒は、記載したストラットとリンクとのこのオープン式枠組みに形成されてもよい。また、スキャフォールドは、シートを圧延し接着してチューブを成形することにより、シートから作製してもよい。

図１は、相互接続する構造要素１０５のパターンまたはネットワーク（網目構造）を含む例示のスキャフォールド１００の外観を示す。図１は、連結要素１１０によって接続される円筒形リング１０７を含む多くのステントパターンに典型的な特徴を示している。円筒形リングは、それらがスキャフォールド上の内向きの力に応じて半径方向に向けられる力を提供するという点で荷重受部である。連結要素は概して、円筒形リングを一緒に保持するよう機能する。例示のスキャフォールドは、ＵＳ２００８／０２７５５３７、ＵＳ２０１１／０１９０８７２、およびＵＳ２０１１／０１９０８７１に開示されている。

機器の長さは、作製されたままで、または、例えば浅大腿動脈に埋め込まれたとき、１２と１８ｍｍとの間、１８と３６ｍｍとの間、３６と４０ｍｍとの間、または４０と２００ｍｍとの間であってさえもよい。機器のプレクリンプ直径または作製されたままの直径は、５〜１０ｍｍ、６〜８ｍｍ、または両終点を含む両数値間の任意の値であってもよい。そのために、機器の壁厚は、約１００から１５０ミクロン、１５０から２００ミクロン、２００から２５０ミクロン、２５０から３００ミクロン、３００から３５０ミクロン、３５０から４００ミクロン、または４００ミクロンを超えてもよい。

機器は、直径が約１．８から２．２ｍｍ（例えば、２ｍｍ）のクリンプ・プロファイルから非順応性または半順応性バルーンによって展開されるように構成されてもよい。例示のバルーンサイズは、５ｍｍ、５．５ｍｍ、６ｍｍ、６．５ｍｍ、７ｍｍ、または８ｍｍを含み、ここで、バルーンサイズとは、バルーンの公称膨張直径を指す。機器は、直径４ｍｍと１０ｍｍとの間、７と９ｍｍとの間、または両終点を含む両数値間の任意の値に展開されてもよい。本発明の実施の形態は、収縮したカテーテルバルーンを超え、それと接触するクリンプ直径の機器を含む。

意図する展開直径は、スキャフォールドを拡張するよう構成されるカテーテルバルーンの公称展開直径に相当してもよいが、それに限定されない。機器スキャフォールドは、意図する展開直径よりも小さいチューブ（即ち、切断前チューブ）からレーザ切断されてもよい。この場合、切断前チューブ直径は、意図する展開直径の０．７から１倍、または両終点を含む両数値間の任意の値であってもよい。

機器スキャフォールドは、意図する展開直径よりも大きいチューブ（即ち、切断前チューブ）からレーザ切断されてもよい。この場合、切断前チューブ直径は、意図する展開直径の１から１．５倍、または両終点を含む両数値間の任意の値であってもよい。

本発明の機器は、高いつぶれ回復性およびつぶれ耐性を有する。つぶれ回復性は、締付またはつぶれ荷重を受ける管状機器の回復について言い表している。特に、つぶれ回復性は、つぶれた形状または直径の特定の割合からの機器のつぶれる前の形状または直径に対する回復率として言い表されてもよい。つぶれ耐性は、スキャフォールドの恒久的な変形を生じるために必要な最小の力である。つぶれ回復性およびつぶれ耐性は、クリンプおよび拡張前の作製されたままの機器、または、クリンプされ意図した展開直径へ拡張された後の機器の、つぶれる前の形状または直径に基づいてもよい。機器のつぶれ回復性は、機器がそのつぶれる前の直径の少なくとも５０％までつぶれた後、その直径の約８０％または９０％を超えて達成するようになっていてもよい。

機器の作製のためのステップは、以下のステップを含むことができる：
（１）押出し成形を用いてポリマー管を形成するステップ、
（２）形成されたチューブを半径方向に変形させるステップ、
（３）レーザ切断により、変形させたチューブにステントパターンをレーザ加工することによって、変形させたチューブからステントスキャフォールドを形成するステップ、
（４）任意ではあるが、スキャフォールドの上に治療用コーティングを形成するステップ、
（５）送達バルーンの上にステントをクリンプするステップ、および
（６）電子ビーム（Ｅ−ビーム）照射により殺菌するステップ。

押出し成形ステップで、ポリマーは、コポリマーの融解温度より上で押出成形機により加工される。上記のステップ（２）において、押出し成形されたチューブは、チューブ、つまりステント完成品の半径方向強度を高めるとともに、結晶化度も向上させるように半径方向に変形されてもよい。生体吸収性ステントの製造プロセスの詳細な検討についは、他で、例えば米国特許公開第２００７０２８３５５２号および２０１２００７３７３３号で見ることができる。

機器本体は、抗増殖剤、抗炎症剤若しくは免疫調節剤、抗遊走剤、抗血栓剤、または他の副治療薬、またはそれらの組み合わせを含む一以上の治療薬を含んでもよい、またはそれらでコーティングされてもよい。抗増殖剤は、細胞毒若しくは合成分子等の天然タンパク質剤、またはアクチノマイシンＤ若しくはその誘導体および類縁体（１００１ Ｗｅｓｔ Ｓａｉｎｔ Ｐａｕｌ Ａｖｅｎｕｅ，Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，ＷＩ５３２３３のＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈによって製造；またはＭｅｒｃｋから市販されているＣＯＳＭＥＧＥＮ）等の他の物質（アクチノマイシンＤの類似物は、ダクチノマイシン、アクチノマイシンＩＶ、アクチノマイシンＩ１、アクチノマイシンＸ１、およびアクチノマイシンＣ１を含む）、タキソール、ドセタキセル、およびパクリタキセル、パクリタキセル誘導体等のすべてのタキソイド類、マクロライド系抗生物質、ラパマイシン、エベロリムス、ラパマイシンの構造誘導体および機能的類縁体、エベロリムスの構造誘導体および機能的類縁体、ＦＫＢＰ−１２媒介性ｍＴＯＲ抑制剤、バイオリムス等のすべてのオリムス薬剤、ピルフェニドン、それらのプロドラッグ（prodrug）、それらのコドラッグ(co-drug)、およびそれらの組み合わせであってもよい。代表的なラパマイシン誘導体は、４０−Ｏ−（３−ヒドロキシ）プロピル−ラパマイシン、４０−Ｏ−［２−（２−ヒドロキシ）エトキシ］エチル−ラパマイシン、または４０−Ｏ−テトラゾール−ラパマイシン、４０−エピ−（Ｎ１−テトラゾリル）−ラパマイシン（Ａｂｂｏｔｔ Ｐａｒｋ，イリノイ州のＡｂｏｔｔ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓによって製造されるＡＢＴ−５７８）、それらのプロドラッグ、それらのコドラッグ、およびそれらの組み合わせを含む。

抗炎症剤は、ステロイド系抗炎症剤、非ステロイド系抗炎症剤、またはそれらの組み合わせであってもよい。実施の形態によっては、抗炎症薬は、アルクロフェナク、二プロピオン酸アルクロメタゾン、アルゲストンアセトニド、アルファアミラーゼ、アムシナファル、アムシナフィド、アンフェナクナトリウム、塩酸アミプリロース、アナキンラ、アニロラク、アニトラザフェン、アパゾン、バルサラザイド二ナトリウム、ベンダザック、ベノキサプロフェン、塩酸ベンジダミン、ブロメライン、ブロペラモル、ブデソニド、カルプロフェン、シクロプロフェン、シンタゾン、クリプロフェン、プロピオン酸クロベタゾール、酪酸クロベタゾン、クロピラック、プロピオン酸クロチカゾン、酢酸コルメサゾン、コルトドキソン、デフラザコルト、デソニド、デスオキシメタゾン、二プロピオン酸デキサメタゾン、ジクロフェナクカリウム、ジクロフェナクナトリウム、二酢酸ジフロラゾン、ジフラミドンナトリウム、ジフルニサル、ジフルプレドネート、ジフタロン、ジメチルスルホキシド、ドロシノニド、エンドライゾン、エンリモマブ、エノリカムナトリウム、エピリゾル、エトドラック、エトフェナメート、フェルビナック、フェナモル、フェンブフェン、フェンクロフェナク、フェンクロラック、フェンドザル、フェンピパロン、フェンチアザック、フラザロン、フルアザコート、フルフェナミン酸、フルミゾール、酢酸フルニソリド、フルニキシン、フルニキシンメグルミン、フルオコルチンブチル、酢酸フルオロメトロン、フルクアゾン、フルルビプロフェン、フルルエトフェン、プロピオン酸フルチカゾン、フラプロフェン、フロブフェン、ハルシノニド、プロピオン酸ハロベタゾル、酢酸ハロプレドン、イブフェナック、イブプロフェン、イブプロフェンアルミニウム、イブプロフェンピコノル、アイロニダップ、インドメタシン、インドメタシンナトリウム、インドプロフェン、インドキソール、イントラゾル、酢酸イソフルプレドン、イソキセパック、イソキシカム、ケトプロフェン、塩酸ロフェミゾール、ロルノキシカム、ロタプレドノルエタボネート、メクロフェナム酸ナトリウム、メクロフェナム酸、二酪酸メクロリゾーネ、メフェナム酸、メサラミン、メサクラゾン、メチルプレドニソロンスレプタナート、モルニフラメート、ナブメトン、ナプロキセン、ナプロキセンナトリウム、ナプロキソル、ニマゾン、オルサラジンナトリウム、オルゴテイン、オルパノキシン、オキサプロジン、オキシフェンブタゾン、塩酸パラニリン、ポリ硫酸ペントサンナトリウム、グリセリン酸フェンブタゾンナトリウム、ピルフェニドン、ピロキシカム、桂皮酸ピロキシカム、ピロキシカムオラミン、ピルプロフェン、プレドナゼート、プリフェロン、プロドール酸、プロクアゾン、プロキサゾル、クエン酸プロキサゾル、リメクソロン、ロマザリト、サルコレックス、サルナセジン、サルサラート、サンギナリウムクロリド、セクラゾン、セルメタシン、スドキシカム、スリンダク、スプロフェン、タルメタシン、タルニフルメート、タロサレート、テブフェロン、テニダップ、テニダップナトリウム、テノキシカム、テシカム、テシミド、テトリダミン、チオピナック、チキソコルトールピバラート、トルメチン、トルメチンナトリウム、トリクロニド、トリフルミダート、ジドメタシン、ゾメピラックナトリウム、アスピリン（アセチルサリチル酸）、サリチル酸、コルチコステロイド、グルココルチコイド、タクロリムス、ピメコルリムス、それらのプロドラッグ、それらのコドラッグ、およびそれらの組み合わせを含むが、これらに限定されない。

これらの薬剤は、抗増殖性および／または抗炎症性を有してもよい、または、抗新生物性、抗血小板性、抗凝固性、抗フィブリン性、抗血栓性、抗分裂性、抗生物質、抗アレルギー性、抗酸化性等の他の特性、並びに細胞増殖抑制剤を有してもよい。適切な治療薬および予防薬の例は、合成無機および有機化合物、タンパク質およびペプチド、多糖類および他の糖類、脂質、並びに、治療、予防、または診断活性を有するＤＮＡおよびＲＮＡ核酸配列を含む。核酸配列は、遺伝子、相補的ＤＮＡに結合して転写を抑制するアンチセンス分子、およびリボザイムを含む。他の生物活性剤のいくつか他の例は、抗体、受容体リガンド、酵素、接着ペプチド、血液凝固因子、ストレプトキナーゼおよび組織プラスミノゲン活性化因子等の阻害剤または血栓溶解薬、免疫用の抗原、ホルモンおよび成長因子、アンチセンスオリゴヌクレオチドおよびリボザイム等のオリゴヌクレオチド、および遺伝子療法で用いられるレトロウィルスベクタを含む。抗新生物薬および／または抗分裂性薬の例は、メトトレキセート、アザチオプリン、ビンクリスチン、ビンブラスチン、フルオロウラシル、塩酸ドキソルビシン（例えば、Ｐｈａｒｍａｃｉａ ＆ Ｕｐｊｏｈｎ，Ｐｅａｐａｃｋ ニュージャージ州、から入手できるＡｄｒｉａｍｙｃｉｎ（登録商標））、およびマイトマイシン（例えば、Ｂｒｉｓｔｏｌ−Ｍｙｅｒｓ Ｓｑｕｉｂｂ Ｃｏ．，Ｓｔａｍｆｏｒｄ，コネチカット州、から入手できるＭｕｔａｍｙｃｉｎ（登録商標））を含む。かかる抗血小板薬、抗凝固薬、抗フィブリン薬、および抗トロンビン薬の例は、ヘパリンナトリウム、低分子量ヘパリン、ヘパリノイド、ヒルジン、アルガトロバン、ホルスコリン、バピプロスト、プロスタサイクリン、プロスタサイクリン類縁体、デキストラン、Ｄ−ｐｈｅ−ｐｒｏ−ａｒｇ−クロロメチルケトン（合成抗トロンビン薬）、ジピリダモール、糖タンパク質ＩＩｂ／ＩＩＩａ血小板膜受容体拮抗薬抗体、組換えヒルジン、Ａｎｇｉｏｍａｘ ａ（Ｂｉｏｇｅｎ， Ｉｎｃ．，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，マサチューセッツ州）等のトロンビン阻害剤、カルシウムチャネル遮断薬（ニフェジピン等）、コルチシン、線維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）拮抗薬、魚油（ω３−脂肪酸）、ヒスタミン拮抗薬、ロバスタチン（ＨＭＧ−ＣｏＡレダクターゼの阻害剤、コレステロール低下薬、Ｍｅｒｃｋ ＆ Ｃｏ．，Ｉｎｃ．，Ｗｈｉｔｅｈｏｕｓｅ Ｓｔａｔｉｏｎ，ニュージャージ州、から入手可能な商標名Ｍｅｖａｃｏｒ（登録商標））、モノクローナル抗体（血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）受容体に特異的なもの等）、ニトロプルシド、ホスホジエステラーゼ阻害剤、プロスタグランジン阻害剤、スラミン、セロトニン遮断薬、ステロイド、チオプロテアーゼ阻害剤、トリアゾロピリミジン（ＰＤＧＦ拮抗薬）、窒素酸化物または窒素酸化物供与体、スーパーオキシドジスムターゼ、スーパーオキシドジスムターゼ模倣体、４−アミノ−２，２，６，６−テトラメチルピペリジン−１−オキシル（４−アミノ−ＴＥＭＰＯ）、エストラジオール、抗癌剤、様々なビタミン類等の栄養補助食品、およびこれらの組み合わせを含む。かかる細胞増殖抑制物質の例は、アンギオペプチン、カプトプリル（例えば、Ｂｒｉｓｔｏｌ−Ｍｙｅｒｓ Ｓｑｕｉｂｂ Ｃｏ．，Ｓｔａｍｆｏｒｄ，コネチカット州、から入手可能なＣａｐｏｔｅｎ（登録商標）およびＣａｐｏｚｉｄｅ（登録商標））、シラザプリルまたはリシノプリル（例えば、Ｍｅｒｃｋ ＆ Ｃｏ．，Ｉｎｃ．，Ｗｈｉｔｅｈｏｕｓｅ Ｓｔａｔｉｏｎ，ニュージャージ州、から入手可能なＰｒｉｎｉｖｉｌ（登録商標）およびＰｒｉｎｉｚｉｄｅ（登録商標））等のアンギオテンシン変換酵素阻害剤を含む。抗アレルギー薬の例は、ペルミロラストカリウムである。適切であろう他の治療物質または薬剤は、α−インターフェロン、および遺伝子操作された上皮細胞を含む。前記の物質は例であって、限定を意味するものではない。現在入手可能であるか、将来開発されるであろう他の活性剤も等しく適用可能である。

「分子量（Molecular weight）」とは、数平均分子量（Ｍｎ）または重量平均分子量（Ｍｗ）のいずれかを指す。本明細書で言う分子量（ＭＷ）は、特に指定の無い限り、ＭｎまたはＭｗのいずれかを指す。

「半結晶性ポリマー（Semi-crystalline polymer）」とは、結晶性分子構造の領域とアモルファス領域とを有する、または有することができるポリマーを指す。この結晶性領域はクリスタライトまたはスフェルライトと呼ばれてもよく、アモルファス領域部に分散される、または埋め込まれることができる。

「ガラス転移温度（Glass transition temperature）」Ｔｇとは、物質（ポリマーが典型的である）のアモルファス領域が、大気圧で、脆いガラス状から変形可能な固体、つまり延性を有する状態へと変化する温度である。換言すると、Ｔｇは、ポリマー鎖内のセグメント運動が生じ始める温度に相当する。アモルファスまたは半結晶性ポリマーが上昇温度に曝露される場合、ポリマーの膨張係数および熱容量は、両方とも、温度が上昇するにつれて増加し、分子運動が増加したことを示す。温度が上昇するにつれて、熱容量が増加する。増加した熱容量は、運動による熱損失の増加に対応する。所定のポリマーのＴｇは、加熱速度に依存し、ポリマーの熱履歴並びにその結晶化度によって影響されてもよい。更に、ポリマーの化学構造は、モビリティに作用してガラス転移に大きな影響を与える。

Ｔｇは、その全体にわたってガラス転移が行われる温度範囲の略中点として決定されてもよい。［ＡＳＴＭ Ｄ８８３−９０］。Ｔｇの最も頻繁に用いられる定義は、示差走査熱分析（ＤＳＣ）において、加熱時のエネルギー放出を用いる。本明細書で用いるように、Ｔｇは、２０℃／分の加熱速度で示差走査熱分析（ＤＳＣ）によって測定されるガラス転移温度を指す。

「融解温度（Melting temperature）」（Ｔｍ）は、材料が固体状態から液体状態に変化する温度である。ポリマーにおいて、Ｔｍは、半結晶相がアモルファス状態に融解するピーク温度である。かかる融解プロセスは通常、比較的狭い範囲内（＜２０℃）で行われる。したがってＴｍを単一の値として報告しても構わない。

「弾性変形（Elastic deformation）」とは、一旦応力が解放されると、物体が、その元の寸法を維持する、実質的に維持する、または元の寸法に向かって動くような程度に、印加された応力が十分に小さい本体の変形を指す。

用語「塑性変形（Plastic deformation）」とは、応力の下で、弾性限界を超えてから材料中に生じる恒久的な変形を指す。

「応力（Stress）」は、力が面内の小面積に作用する場合に見られるような、単位面積あたりの力を指す。応力は、面の法線成分と平行成分とに分けることができ、それぞれ垂直応力および剪断応力と称する。例えば、引張応力は、拡張（長さの増加）を招くように加えられる応力の法線成分である。さらに、圧縮応力は、材料に加えられる圧縮（長さの減少）を生み出す応力の法線成分である。応力は、長さの変化を指す材料の変形を生み出す。「拡張」または「圧縮」は、試料が応力を受けるときの、材料の試料の長さの増加または減少として定義できる。

「ひずみ（Strain）」は、応力または負荷が加えられたときに材料内に生じる拡張または圧縮の量を指す。ひずみは、元の長さに対する比率または百分率、即ち、長さを元の長さで除した変化として表してもよい。従ってひずみは、拡張ではプラス、圧縮ではマイナスの値となる。

「強度（Strength）」は、材料が破壊の前に耐える軸方向の最大応力を指す。最終的な強度は、試験中に加えられた最大負荷を元の断面積で除して計算する。

「弾性率（Modulus）」（弾性係数）および「スティフネス（Stiffness）」は、材料に加えた応力つまり単位面積あたりの力の成分を、加えた力から生じる、加えた力の軸方向のひずみで除した比率として定義されてもよい。この弾性係数または「スティフネス」は、典型的には、応力−ひずみ曲線の、線形領域における低いひずみでの最初の勾配である。例えば、材料は引張弾性率、および圧縮弾性率の両方を有する。

材料にかかる引張応力は、材料が破壊前に耐える最大引張応力を指す「引張強度」に達するまで増加させてもよい。極限引張強度は、試験中に印加される最大荷重を元の断面積で除して計算される。同様に、「圧縮強度」は、軸方向に向けられる押圧力に耐える材料の能力である。圧縮強度の限界に達すると材料は潰れる。

「破断時の伸び（Elongation at break）」は、引張伸び試験における試料の破断モーメントのとろで記録される伸びであって、元の長さまたはひずみのパーセンテージで表される。

「靱性（Toughness）」とは、破壊前に吸収されるエネルギー量、または等価的に、材料の破壊に必要な仕事量である。靱性の一尺度は、ひずみがゼロの時から破壊時のひずみまでの応力−ひずみ曲線の下の面積である。この場合の靭性の単位は、材料の単位体積当たりのエネルギーにおけるものである。例えば、Ｌ．Ｈ．Ｖａｎ Ｖｌａｃｋ，「Ｅｌｅｍｅｎｔｓ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃｉｅｎｃｅ ａｎｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ」，ｐｐ．２７０〜２７１，Ａｄｄｉｓｏｎ−Ｗｅｓｌｅｙ（Ｒｅａｄｉｎｇ，ＰＡ，１９８９）を参照。

本発明の特定の実施の形態を示し、説明してきたが、当業者には言うまでもなく、本発明から逸脱することなくより広い態様で変更および改変が可能である。したがって、このようなすべての変更および改変が本発明の真の精神および範囲内に入るように、特許請求の範囲内に含められるべきである。
［第１の局面］
体内の末梢血管内に埋込み可能な医療機器であって：
ポリマー調合物から形成される円筒形の半径方向に拡張可能な本体であり、前記本体が前記本体の６０ｗｔ％を超える生体再吸収性弾性材料と、前記弾性材料の基材全体に分散される、剛性領域を形成する、前記本体の４０ｗｔ％未満の生体再吸収性剛性材料とを含む本体と、
前記末梢血管内への前記医療機器の埋め込み時に前記血管へ送達する、前記本体に関連する抗再狭窄薬とを備え、
前記弾性材料は、ガラス転移温度（Ｔｇ）＜２５℃を有し、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇは、３７℃より高く、
前記本体は、血管壁と接触する前記末梢血管内で、クリンプ状態から拡張状態へ拡張されるように構成される、
医療機器。
［第２の局面］
前記弾性材料は、ポリ（４−ヒドロキシブチレート）（Ｐ４ＨＢ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ（トリメチレンカーボネート）（ＰＴＭＣ）、ポリ（ブチレンサクシネート）（ＰＢＳ）、および、ポリ（ｐ−ジオキサノン）（ＰＤＯ）から成る群から選択される弾性ポリマーまたはセグメントを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第３の局面］
前記剛性材料は、ポリ（Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、および、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）から成る群から選択される剛性ポリマーまたはセグメントを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第４の局面］
前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーセグメントと弾性ポリマーセグメントとを含むブロックまたはランダムコポリマーとのポリマーブレンドであり、
前記ブレンドの前記弾性ポリマーは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含み、
前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第５の局面］
前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーと、前記弾性ポリマーと前記剛性ポリマーとの間の相溶化剤としての機能を果たす、それぞれ、前記弾性ポリマーおよび前記剛性ポリマーに対応する、弾性ポリマーセグメントおよび剛性ポリマーセグメントを含む前記本体の５ｗｔ％未満のブロックコポリマーとのポリマーブレンドであり、
前記弾性ポリマーは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第６の局面］
前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーセグメントと剛性ポリマーセグメントとを含む弾性ブロックまたはランダムコポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーとのポリマーブレンドであり、
前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含み、
前記剛性ポリマーは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第７の局面］
前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーセグメントと、前記剛性材料としての剛性ポリマーセグメントとを含むブロックコポリマーであり、
前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
第１の局面に記載の機器。
［第８の局面］
前記弾性材料の破断時の伸びは、５０％を超え、
弾性率は、１ＧＰａ未満である、
第１の局面に記載の機器。
［第９の局面］
前記弾性材料の破断時の伸びは、５％未満であり、
弾性率は、３ＧＰａを超える、
第１の局面に記載の機器。
［第１０の局面］
前記機器の半径方向強度は、１０から１５０ｍｍＨｇである、
第１の局面に記載の機器。
［第１１の局面］
前記機器のつぶれ回復性は、前記機器がつぶれ前直径の少なくとも５０％までつぶれた後、その直径の約８０％または９０％を超えて達成するようなつぶれ回復性である、
第１の局面に記載の機器。
［第１２の局面］
前記機器の拡張状態における拡張直径は、７と９ｍｍとの間である、
第１の局面に記載の機器。
［第１３の局面］
前記機器がバルーンによって前記拡張直径まで拡張されたとき、前記機器は、塑性的に変形する、
第１の局面に記載の機器。
［第１４の局面］
前記機器が前記拡張直径機器へ拡張する場合、前記機器は自己拡張し、弾性的に変形する、
第１の局面に記載の機器。
［第１５の局面］
前記抗再狭窄薬は、抗増殖薬、抗炎症薬、または両方を含む、
第１の局面に記載の機器。
［第１６の局面］
拡張状態にある前記機器の半径方向強度は、多くても、前記機器が前記血管の壁部との接触を維持できる半径方向圧力である、
第１の局面に記載の機器。
［第１７の局面］
体内の末梢血管内に埋込み可能な医療機器であって：
架橋された弾性材料を含むポリマー調合物から形成される円筒形の半径方向に拡張可能な本体と、
前記末梢血管内への前記医療機器の埋め込み時に前記血管へ送達する、前記本体に関連する抗再狭窄薬とを備え、
前記弾性材料は、ガラス転移温度（Ｔｇ）＜２５℃を有し、剛性ポリマーまたはセグメントのＴｇは、３７℃より高く、
前記本体は、血管壁と接触する前記末梢血管内で、クリンプ状態から拡張状態へ拡張されるように構成される、
医療機器。
［第１８の局面］
前記ポリマー調合物は、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含む架橋された弾性ポリマーである、
第１７の局面に記載の機器。
［第１９の局面］
前記ポリマー調合物は、架橋されたブロックまたはランダムコポリマーであり、前記コポリマーは、弾性ポリマーセグメントと剛性ポリマーセグメントとを含み、
前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
第１７の局面に記載の機器。
［第２０の局面］
拡張状態にある前記機器の半径方向強度は、多くても、前記機器が前記血管の壁部との接触を維持できる半径方向圧力である、
第１７の局面に記載の機器。

Claims (15)

1. 体内の末梢血管内に埋込み可能な医療機器であって：
   ポリマー調合物から形成される円筒形の半径方向に拡張可能な本体であり、前記本体の６０ｗｔ％を超える生体再吸収性弾性材料と、前記弾性材料の基材全体に分散され、物理的な架橋ネット点として機能する剛性領域を形成する、前記本体の４０ｗｔ％未満の生体再吸収性剛性材料とを含む本体と、
   前記末梢血管内への前記医療機器の埋め込み時に前記血管へ送達する、前記本体に関連する抗再狭窄薬とを備え、
   前記弾性材料は、ガラス転移温度（Ｔｇ）＜２５℃を有し、前記剛性材料のＴｇは、３７℃より高く、
   前記弾性材料は、ポリ（４−ヒドロキシブチレート）（Ｐ４ＨＢ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ（トリメチレンカーボネート）（ＰＴＭＣ）、ポリ（ブチレンサクシネート）（ＰＢＳ）、および、ポリ（ｐ−ジオキサノン）（ＰＤＯ）から成る群から選択される弾性ポリマーまたはセグメントを含み、
   前記本体は、血管壁と接触する前記末梢血管内で、クリンプ状態から拡張状態へ拡張されるように構成される、
   医療機器。
2. 前記剛性材料は、ポリ（Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、および、ポリ（Ｌ−ラクチド−ｃｏ−グリコリド）（ＰＬＧＡ）から成る群から選択される剛性ポリマーまたはセグメントを含む、
   請求項１に記載の機器。
3. 前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーセグメントと弾性ポリマーセグメントを含むブロックまたはランダムコポリマーとのポリマーブレンドであり、
   前記ブレンドの前記弾性ポリマーは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
   前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含み、
   前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含む、
   請求項１に記載の機器。
4. 前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーと、前記弾性ポリマーと前記剛性ポリマーとの間の相溶化剤としての機能を果たす、それぞれ、前記弾性ポリマーおよび前記剛性ポリマーに対応する、弾性ポリマーセグメントおよび剛性ポリマーセグメントを含む前記本体の５ｗｔ％未満のブロックコポリマーとのポリマーブレンドであり、
   前記弾性ポリマーは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
   前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
   請求項１に記載の機器。
5. 前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーセグメントと剛性ポリマーセグメントとを含む弾性ブロックまたはランダムコポリマーと、前記剛性材料としての剛性ポリマーとのポリマーブレンドであり、
   前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
   前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含み、
   前記剛性ポリマーは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
   請求項１に記載の機器。
6. 前記ポリマー調合物は、前記弾性材料としての弾性ポリマーセグメントと、前記剛性材料としての剛性ポリマーセグメントとを含むブロックコポリマーであり、
   前記コポリマーの前記弾性ポリマーセグメントは、ＰＣＬ、ＰＴＭＣ、ＰＤＯ、またはＰ４ＨＢを含み、
   前記コポリマーの前記剛性ポリマーセグメントは、ＰＬＬＡまたはＰＧＡを含む、
   請求項１に記載の機器。
7. 前記弾性材料の破断時の伸びは、５０％を超え、
   弾性率は、１ＧＰａ未満である、
   請求項１〜請求項６のいずれか１項に記載の機器。
8. 前記剛性材料の破断時の伸びは、５％未満であり、
   弾性率は、３ＧＰａを超える、
   請求項１〜請求項７のいずれか１項に記載の機器。
9. 前記機器の半径方向強度は、１０から１５０ｍｍＨｇである、
   請求項１〜請求項８のいずれか１項に記載の機器。
10. 前記機器のつぶれ回復性は、前記機器がつぶれ前直径の少なくとも５０％までつぶれた後、その直径の約８０％または９０％を超えて達成するようなつぶれ回復性である、
    請求項１〜請求項９のいずれか１項に記載の機器。
11. 前記機器の拡張状態における拡張直径は、７ｍｍと９ｍｍとの間である、
    請求項１〜請求項１０のいずれか１項に記載の機器。
12. 前記機器がバルーンによって拡張直径まで拡張されたとき、前記機器は、塑性的に変形する、
    請求項１〜請求項１１のいずれか１項に記載の機器。
13. 前記機器が拡張直径機器へ拡張する場合、前記機器は自己拡張し、弾性的に変形する、
    請求項１〜請求項１１のいずれか１項に記載の機器。
14. 前記抗再狭窄薬は、抗増殖薬、抗炎症薬、または両方を含む、
    請求項１〜請求項１３のいずれか１項に記載の機器。
15. 拡張状態にある前記機器の半径方向強度は、多くても、前記機器が前記血管の壁部との接触を維持できる半径方向圧力である、
    請求項１〜請求項１４のいずれか１項に記載の機器。

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