JPH10506291A

JPH10506291A - 半径方向に膨張可能なポリテトラフルオロエチレン

Info

Publication number: JPH10506291A
Application number: JP7529063A
Authority: JP
Inventors: コロン，ウィリアム・エム
Original assignee: エンドームド・インコーポレーテッド
Priority date: 1994-05-06
Filing date: 1995-05-03
Publication date: 1998-06-23
Also published as: ATE260757T1; ES2216015T3; DE69532636T2; CA2189662A1; DE69532636D1; US6620190B1; WO1995030538A1; EP0758953B1; EP0758953A1; CA2189662C; EP0758953A4

Abstract

(57)【要約】膨張可能なステント用のライナー及びカバーとして医療分野で使用に適した押出、延伸及び焼結した管状ＰＴＦＥ物質を製造する。このＰＴＦＥ物質は非常に低いＲＥＣ（半径方向膨張率）及びＲＥＲ（半径方向膨張比）を有する。

Description

【発明の詳細な説明】半径方向に膨張可能なポリテトラフルオロエチレン本発明は半径方向に膨張したとき、その構造的結着性（ｉｎｔｅｇｒｉｔｙ）を保持するポリテトラフルオロエチレン（以後、ＰＴＦＥという）物質に関する。更に詳しくは、本発明は膨張可能なステント用のライナー及びカバーとして医療分野で使用に適した押出、延伸及び焼結した管状ＰＴＦＥ物質に関する。大動脈血管を開き、支持する膨張可能な血管内部ステントを使用することは、この技術分野では周知である。このようなステントは、典型的にはステンレス鋼から製造され、トロンボゲン形成性であり、血管にステントを通して組織が生長するため、閉塞する傾向がある。このようなステントの長さもまた、その堅さのため制限される。その結果、ステントを保護し、ステントで処理できる解剖学的構造の長さを延長するため、金属製ステントに使用するライナー及びカバーが求められてきた。ステントライナー又はカバーは、好ましくは、（１）ステントと共に膨張しなければならなく、（２）非トロンボゲン形成性でなければならなく、（３）生体適合性でなければならなく、（４）不活性でなければならなく、（５）原寸法の約４倍まで膨張する能力を持たなければならなく、（６）患者に障害を与える危険を回避するために、５〜１０ａｔｍより低い圧力で膨張しなければならなく、（７）膨張後、その物性及び構造的強さを保持しなければならなく、（８）膨張後、一般的にその長さを変えてはならなく、（９）生理学的圧力で血液不透過性でなければならなく、（１０）膨張したとき宿主解剖学的構造に一致しなければならなく、（１１）体組織の成長に抵抗しなければならなく、（１２）放射線透視検査の間に位置確認のための放射線不透過性のマークを持つことができなければならないので、受け入れられるステントライナー又はカバーの進歩はゆっくりであった。ペースト状の押出し管状ＰＴＦＥ製品は周知であり、その製品を製造するためのペースト押出及びペースト形成製造方法も同様である。その製造方法の製造の過程で、ＰＴＦＥ樹脂は液体滑剤と混合される。そして、予備成形された樹脂滑剤装填材料が製造され、環状のオリフィスを通して押し出され、焼結されていないＰＴＦＥ管を製造する。この押出された管は加熱されて滑剤を除去し、多孔質の焼結されていないＰＴＦＥ管を製造する。この管は典型的には１．５〜約１．７５ｇ／ｃｃの密度及びそれに伴う３９〜２６％の多孔度を有している。もし、その焼結していない管をその結晶融解温度以上に加熱することにより焼結すると、非孔質の管を生ずる。米国特許第３,９５３,５６６号、第３,９６２,１５３号、第４,１１０,３９２号、第４,１８７,３０９号、第４,２８３,４４８号、第４ ,３８５,０９３号、第４,４７８,６６５号、第４,４８２,５１６号、第４,８７７,６６１号及び第５,０２６,５１３号を見よ。医療分野では、ＰＴＦＥ製品は静脈及び動脈の代替品として使用される。ＰＴＦＥは不活性であり、非トロンボゲンであり、ステントカバー及びライナーに望ましい他の特性を有している。しかしながら、商業ベースで利用されているＰＴＦＥ医療用管状製品は、重要な半径方向の強さがなく、容易には膨張しない。従来のＰＴＦＥ管は典型的には高い半径方向の強さを有しており、急速にその引張強さを失い、ほんの少量膨張した後、弱く薄くなる。従って、容易に膨張し、膨張後体内で使用するのが望ましい引張強さ及び他の物性を実質的に保持している、改良型ＰＴＦＥ製品を提供することは非常に望ましい。よって、本発明の主目的は、膨張可能なステント用のライナー及びカバーとして使用できる改良型ＰＴＦＥ製品を提供することである。本発明のさらなる目的は、製品が容易に膨張した後、実質的に構造的結着性を保持する管状改良型ＰＴＦＥ製品を提供することである。本発明の他の目的は、膨張可能なステントで処理できる解剖学的構造の長さを延ばすことである。わたしは新しいＰＴＦＥ製品並びにそれを製造するための方法及び組成物を発見した。その新しいＰＴＦＥ製品は、構造的結着性を保持し、実質的にその引張強さ及び他の望ましい物性を保持する形状に意義深く膨張できる。下記の実施例で詳述したように、この新しいＰＴＦＥ製品は、構造的結着性を失い急速に引張強さが低下する前に薄肉のＰＴＦＥ管が約５０〜４００％膨張するように機能する、非常に低いＲＥＣ（半径方向膨張率）及びＲＥＲ（半径方向膨張比）を有している。次の実施例は本発明の現在の好ましい具体例及び実施を記述するものであり、本発明をそれに限定するものではない。実施例１ＩＣＩアメリカズ社製のフルオンＣＤ１２３、１００ｇをＮｏ．１０篩にシフトさせて通して、室温で２５ｇの溶媒（ＩＳＯＰＡＲＭ、エクソン社製）と混合して予備成形物を製造した。当該技術分野で周知の他の滑剤は、ＶＭ＆ＰＮＡＰＨＴＨＡ（沸点、１１８〜１３０℃）、ＩＳＯＰＡＲ（エクソン社の登録商標）、ＩＳＯＰＡＲ３Ｇ（沸点、１５９〜１７４℃）、ＩＳＯＰＡＲＨ（沸点、１７６〜１８９℃）、ＬｏｗＯｄｏｒＰａｒａｆｆｉｎＳｏｌｖｅｎｔ（沸点、１９１〜２４６℃）及びＳＨＥＬＬＳＯＬ（シェルオイル社の商標）Ｋを含む。その結果得られる予備成形物混合物をＮｏ．１０篩に再シフトする前に８時間を越えて放置させた。滑剤レベル（ＬＬ）は、（使用した溶剤の重量）／（使用した樹脂の重量）の値に等しい。このことは、実施例１で使用した滑剤レベルは２５％であった。本発明の実施における滑剤レベルは通常１６〜３５％の範囲であり、現在、約１８〜２５％の範囲が好ましい。予備形成物装填材料１０は、予備成形物混合物を２００〜４００ｐｓｉで約１分間、中央シャフトを含むステンレン鋼シリンダー圧縮することによって造られた。この中央シャフトは中央線Ｘに沿って延び、シリンダーと同心であった。その結果得られた予備形成物装填材料１０は、図に示すとおり、ドーナッツ形円形横断面積１３を有する中空の円筒本体であった。予備成形物中の円筒中空１５は、中央シャフトによって占められた。予備形成物装填材料は、それからラム押出機中の円筒バレル中に詰め込まれ、減速比（ＲＲ）が１２５：１で円筒状の薄肉の管材料１１のいくつかの個々の長さに押出された。予備成形物装填材料から製造された管材料１１の全長は約１２フィート(３.６６m)であった。押出された管材料はフィブリルによって互いに連結したノードによって特徴づけられる微細構造を有していた。減速比は、管材料１１の壁の横断面積１４に対する予備成形物の横断面積１３の比に等しい。本発明の実施では、ＲＲは２００又は３００：１より小さく、好ましくは、１２５：１に等しいか又はそれより小さい。本発明の実施におけるＲＲのＬＬに対する比は好ましくは５より小さい。従来技術の予備成形物混合物では、ＲＲのＬＬに対する比は通常５より大きく、典型的には、９以上である。溶剤は、管を強制空気循環電気炉中で２５５℃で３０分間置くことによって押出した管材料から除去された。ここでは、管が押出され２５５℃に加熱され、溶剤を除去した後の管の長さを管の“最初の長さ”と称している。２５５℃に加熱した後、各管を２９０℃に５分間加熱して、それから長手方向に１秒間に約１００％の割合で延伸して、管の最初の長さの４倍の長さにした。望む場合は、各管は１秒間に５〜５００％の範囲の割合で延伸でき、管の最初の長さの２〜６倍の長さに延伸できる。延伸した多孔質管を、それから約３００℃で４５〜９０秒間焼結した。焼結によってＰＴＦＥを結晶化させ、多孔質管が長くなった。焼結の間、管の各端部が管の長手方向の収縮を回避するために抑制された。その結果得られた延伸し、焼結した多孔質管は高度に結晶質のＰＴＦＥポリマーから本質的になり、フィブリルによって互いに連結したノードによって特徴づけられる微細構造を有していた。フルオン（ＦＬＵＯＮ）ＣＤ１２３樹脂は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の水性分散物の凝固によって製造される白いさらさらした粉末である。それは、焼結した物品中の不透明度が問題ではない応用に対して、揮発性炭化水素滑剤とともにペースト押出するために設計される。フルオンＣＤ１２３は、比較的高い分子量を有する。焼結していない押出物は良い緑色の強度を示す。実施例２２５ｇのＩＳＯＰＡＲＭ溶剤を１２ｇのそれに代え、予備成形物装填材料を９１：１の減速比（ＲＲ）で薄肉の円筒状管材料の中に押出された以外は実施例１を繰り返した。約１２フィート（３.６６ｍ）の円筒状管材料を製造した。実施例３２５ｇのＩＳＯＰＡＲＭ溶剤を１８ｇのそれに代え、予備成形物装填材料を４８：１の減速比（ＲＲ）で薄肉の円筒状管材料の中に押出された以外は実施例１を繰り返した。約１０フィート（３.０５ｍ）の薄肉の管材料を製造した。実施例４２５ｇのＩＳＯＰＡＲＭ溶剤に代えて、１８ｇのＩＳＯＰＡＲＭを使用して実施例１を繰り返した。１００ｇのＣＤ１２３代えて、９５ｇのＣＤ１２３を使用した。５ｇのＣＤ５０９をそのＩＳＯＰＡＲＭ溶剤とそのＣＤ１２３とに併用した。そして、その結果得られた予備成形物は減速比（ＲＲ）４８：１で円筒状薄肉の管材料の中に押出された。約１０フィート（３.０５ｍ）の薄肉の管材料が製造された。フルオン（ＦＬＵＯＮ）ＣＤ５０９樹脂は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の水性分散物の凝固によって製造される白いさらさらした粉末である。それは、高度の焼結割合が望ましい高い減速比に中ほどでペースト押出するために設計される。実施例５実施例１で製造した約３５ｃｍの長さの３つの管をそれぞれ次のように試験した。ボストンサイエンティフィック社製の適当な大きさの血管形成バルーンカテーテルを管の内腔に置き、約１０ｐｓｉ／秒の速度で標準ＭＯＮＡＲＣＨエンドフレータ（ｅｎｄｏｆｌａｔｅｒ）で水で膨張させた。メリットメディカル社はＭＯＮＡＲＣＨエンドフレータを製造している。バルーンは約４ｃｍの長さであった。周知であるが、バルーンカテーテルは通常、最初、管中にワイヤを挿入し、管拡張器をワイヤに沿って管に挿入し、管拡張器を除去し、導入器スリーブをワイヤに沿って管に挿入し、バルーンを挿入し、導入器スリーブを除去し、バルーンを膨張させ、バルーンをしぼませ、バルーンを取り除き、そして、ワイヤを取り除くことによって血管に挿入される。このバルーンカテーテルを使用して実施例１のＰＴＦＥ管を試験するため同様な手順を行った。バルーンカテーテルは、それが水で圧力下に膨張するまで、管に対して外側の膨張力を利用しない。バルーンの膨張（及び膨張圧力の付随的増加）は０．５〜１の大気圧の所定の圧力で停止して、各管の外径を測定した。各管は破裂するまで膨張した。実際の膨張圧はデジタル圧計測器で観察され、記録された。％膨張率は、デジタルキャリパーで各圧間隔での管材料外径を測定することによって計算し、次の式を用いた。％膨張率＝［（Ｄ_d−Ｄ_i）／（Ｄ_i）］×１００ここで、Ｄ_i＝（０に等しい圧力での最初の管直径）Ｄ_d＝測定した膨張管材料直径、である。生データから、ＲＥＣ（半径方向膨張率）、ＲＥＬ（半径方向膨張限界）及びＲＥＲ（半径方向膨張比）を計算し、減速比対滑剤レベルの計算比（ＲＲ／ＬＬ）とともに記録した。ここで、Ｐ_max＝最大膨張圧Ｐ_burst＝破裂膨張圧％ＲＤ＝半径方向％膨張率ＲＥＣ＝（Ｐ_max）／（Ｐ_maxでの％ＲＤ）ＲＥＬ＝（Ｐ_burst）／（Ｐ_burstでの％ＲＤ）ＲＥＲ＝（ＲＥＣ）／（ＲＥＬ）管は、管の半径保持しの膨張量が増加する前に管が膨張圧の増加を要求する間、半径方向に膨張後、その構造的結着性を保持する。もし、膨張圧の量が減少するとき、管が膨張を続けるなら、管はその構造的結着性を失う。管のＰ_maxがその限界を越えるとき、管はその構造的結着性を失う。しかしながら、構造的結着性の損失は、従来技術のＰＴＦＥ管で生ずる物性の崩壊よりも非常に少ない物性の崩壊となる。例えば、表Ｉで約３００％の％膨張率で、管がまだ膨張前の引張強さの約７０〜７５％を維持しいてる。また、表Ｉでは、管Ｎｏ．１は、６．５ａｔｍ（Ｐ_max）より大きい膨張圧で、その構造的結着性を失っている。表II及びIIIでは、管Ｎｏ．２及び３それぞれでも又、６．５ａｔｍ（Ｐ_max）より大きい膨張圧で、その構造的結着性を失っている。次の結果は、実施例１の３つの管を試験して得られた。管Ｎｏ．１管Ｎｏ．２管Ｎｏ．３実施例６実施例２で製造した約３５ｃｍの長さの３つの管を実施例５に記載された器具及び方法でそれぞれ試験した。次の結果は、実施例２の３つの管を試験して得られた。管Ｎｏ．１管Ｎｏ．２管Ｎｏ．３実施例７実施例３で製造した約３５ｃｍの長さの３つの管を実施例５に記載された器具及び方法でそれぞれ試験した。次の結果は、その２つの管を試験して得られた。管Ｎｏ．１管Ｎｏ．２実施例８実施例４で製造した約３５ｃｍの長さの３つの管を実施例５に記載された器具及び方法でそれぞれ試験した。次の結果は、その２つの管を試験して得られた。管Ｎｏ．１管Ｎｏ．２実施例９管が膨張する各圧力間隔で測定を行った後、圧力は管に収縮の機会を与える約１大気圧（ａｔｍ）で減少させ、５分後、管の直径を再度測定することを除き、実施例５を繰り返した。例えば、測定後、表Ｉ中のＮｏ．４では、圧力は２大気圧の減少し、５分後、管の直径を再度測定した。表Ｉ中の実施例５の後、圧力は２．５大気圧に減少し、５分後、管の直径を再度測定した。管の直径を再度測定した各時刻で、管の直径は、圧力が１大気圧以上であったときになされた測定値から約１０％以下減少する。例えば、測定後、表Ｉ中でＮｏ．４（３．０５ｍｍ）を取り、水圧を２大気圧に減少し、５分後、管の直径を測定する。管の直径は２．７５ｍｍであった。実施例１０延伸率が１秒間に１００％に代えて、１秒間に１０％としたことを除いて実施例１を繰り返した。実施例１１延伸率が１秒間に１００％に代えて、１秒間に３００％としたことを除いて実施例１を繰り返した。実施例１２管をその最初の長さの４倍に延伸したことに代えて、最初の長さの３倍に管を延伸して実施例１を繰り返した。実施例１３管をその最初の長さの４倍に延伸したことに代えて、最初の長さの６倍に管を延伸して実施例１を繰り返した。実施例１４実施例１０で製造された管を利用して実施例５を繰り返した。同様の結果が得られた。実施例１５実施例１１で製造された管を利用して実施例５を繰り返した。同様の結果が得られた。実施例１６実施例１２で製造された管を利用して実施例５を繰り返した。同様の結果が得られた。実施例１７実施例１３で製造された管を利用して実施例５を繰り返した。同様の結果が得られた。当業者が理解し、本発明を実施できるように発明を記述し、現在までで好ましい具体例を記載した。

Claims

【特許請求の範囲】１．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、２．０未満の半径方向膨張率（ＲＥＣ）を有する、前記医療用管状インプラント。２．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、１．７未満の半径方向膨張率（ＲＥＣ）を有する、前記医療用管状インプラント。３．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、１．５未満の半径方向膨張率（ＲＥＣ）を有する、前記医療用管状インプラント。４．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、１．０未満の半径方向膨張率（ＲＥＣ）を有する、前記医療用管状インプラント。５．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、３０未満の半径方向膨張比（ＲＥＲ）を有する、前記医療用管状インプラント６．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、２０未満の半径方向膨張比（ＲＥＲ）を有する、前記医療用管状インプラント。７．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、１０未満の半径方向膨張比（ＲＥＲ）を有する、前記医療用管状インプラント。８．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、前記管状インプラントは、５未満の半径方向膨張比（ＲＥＲ）を有する、前記医療用管状インプラント。９．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求され、そして、滑剤に対する減速比（ＲＲ）が約５以下であるように製造される、前記医療用管状インプラント。１０．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求される、前記医療用管状インプラント。１１．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、７５％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求される、前記医療用管状インプラント。１２．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって半径方向に永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、１００％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求される、前記医療用管状インプラント。１３．高度に結晶質のポリテトラフルオロエチレンポリマーから本質的になる多孔質物質を含む膨張可能な医療用管状インプラントにおいて、前記多孔質物質はフィブリルによって互いに連結したノードの微細構造を有しており、前記管状インプラントは小さい製造された直径から大きな移植又は埋没直径まで半径方向の力の適用によって永久的に膨張可能であり、前記管状インプラントは、１５０％膨張したときその構造的結着性を維持する特性を有しており、その結果、さらなる膨張が起こる前に、前記半径方向の力の増加が要求される、前記医療用管状インプラント。１４．請求項１ないし９記載の、又は血管内部ステントと組み合わせる膨張可能な管状インプラント。１５．血管内部ステント用ライナーとしての請求項１４記載の膨張可能な管状インプラント。１６．約５〜１０ａｔｍの圧力で膨張可能である請求項１ないし９いずれか記載の膨張可能な管状インプラント。１７．滑剤レベルが約１６〜３５％である請求項９記載の膨張可能な管状インプラント。１８．滑剤レベルが約１８〜２５％である請求項９記載の膨張可能な管状インプラント。１９．減速比が３００：１未満である請求項９記載の膨張可能な管状インプラント。２０．減速比が２００：１未満である請求項９記載の膨張可能な管状インプラント。２１．減速比が１２５：１以下である請求項９記載の膨張可能な管状インプラント。