在径向负荷下具有均匀分布的应力的生物可再吸收的血管植入物的制作方法

专利名称：在径向负荷下具有均匀分布的应力的生物可再吸收的血管植入物的制作方法
技术领域：
总的来说，本发明涉及用于干预性治疗或血管外科的可植入血管装置，更具体来说，涉及在塌陷和扩张两种构型下均表现出均匀应力分布的生物可再吸收的聚合物架子。
背景技术：
干预性治疗和外科技术与科学，在使用比以前更小的切口或通过血管系统或身体 的开口进入来治疗内部缺陷和疾病以减少治疗位点周围的组织创伤方面，取得持续不断的进步。这类治疗的一个重要方面涉及在给定的治疗位点(或多个位点)处经皮放置支架或架子(scaffold)。支架典型地以塌陷构型导入到血管中，然后当置于血管中时扩张，以维持血管畅通。支架的扩张是基于记忆(即自扩张)、基于变形(即气囊扩张)或两者的组合。使用基于变形的技术来扩张的支架，包括在预定区域中集中应力以控制变形的区域。例如，可球囊扩张的支架在铰接部具有高应力区域，以便于受控的卷曲和随后的扩张。然而，作为这种构造的结果，当施加时，例如在扩张状态下在来自于血管或身体开口的径向负荷下，应力在这些区域中最高。在聚合物支架或架子(scaffold)的情况下,这些应力集中区域可能由于聚合物材料的粘弹性性质而经历变形，从而引起对支架的不想要和有害的效应(即支架塌陷或回缩)。发明概述根据本发明的一个方面，用于植入到体腔内的生物可再吸收的血管植入物具有包含一个或多个环形支撑元件的管状框架。一个或多个环形支撑元件中的每个包含由铰接区互连的多个支撑条。多个支撑条中的每个还具有中段。血管植入物包含能够使血管植入物在塌陷构型与扩张构型之间转变的至少一种粘弹性材料。多个支撑条中的每个和铰接区限定了横截面。从中段朝向铰接区，转动惯量增加，以适应转变并抵抗施加到处于扩张构型下的血管植入物的径向负荷。附图简述对于本发明所涉及的技术领域的专业人员来说，在参考附图阅读下面的描述后，本发明的上述和其他特点将变得明显，在所述附图中图IA是显示了处于扩张构型下并按照本发明的一个方面构造的生物可再吸收的血管植入物的示意图；图IB是显示了处于塌陷构型下的血管植入物(

图1A)的放大部分的示意图；图2A是显示了图IA中的血管植入物的一部分的示意图；图2B是显示了图2A中的血管植入物的放大部分(虚线长方形)的示意图2C是显示了图2A中的血管植入物的放大部分(虚线圆形)的示意图；图2D是沿着图2C中的线2D-2D获得的横断面图；图2E是沿着图2C中的线2E-2E获得的横断面图；图3A是显示了图IA中的血管植入物的铰接区的放大侧视图的示意图；图3B是显示了施加于图3A中的铰接区部分的负荷(箭头)的示意图；图3C是显示了图3B中的铰接区的自由体图的示意图；图4A是显示了具有锥状铰接区的常规架子的示意图；图4B是显示了图4A中的架子的铰接区的放大侧视图的示意图； 图4C是显示了施加于图4B中的铰接区部分的负荷(箭头)的示意图；图4D是显示了图4C中的铰接区的自由体图的示意图；图5A是显示了具有横截面尺寸相等的铰接区和支撑条中段的另一种常规架子的示意图；图5B是显示了图5A中的架子的铰接区的放大侧视图的示意图；图5C是显示了施加于图5B中的铰接区部分的负荷(箭头)的示意图；图是显示了图5C中的铰接区的自由体图的示意图；图6是图IA-B中的血管植入物的应力对应变的曲线，从中可以读出最大应力和屈服应力。支架浸没在37°C的水中，在2分钟后，使用来自于MPT Europe公司(Mulderspark9-1,9351 NR Leek，荷兰)的径向测试仪RCM-60-WB在三个连续周期中进行径向压缩。在第一个周期中(曲线A)，产生15%的直径减小。在第二个周期中(曲线B)，再产生15%的直径减小。在第二个周期中(曲线C)，将支架的直径减小至I. 7_。正如可以看到的，在第一个周期后，支架返回到其初始直径，而在第二个周期后，支架塑性变形；图7A-B是一系列OCT图像，显示了本发明的生物可再吸收的血管植入物完美地与动脉壁对抗，并向其提供了明显的径向支撑；图8是放大的照片，显示了图7A-B中的生物可再吸收的血管植入物在植入猪血管系统中30天后，其交叉支撑条的断裂；并且图9A-B是一系列病理学载片，显示了图7A-B中的生物可再吸收的血管植入物在植入猪血管系统中30天后的良好的生物相容性。详细描述除非另有定义，否则在本文中使用的所有技术术语，具有与本发明所属技术领域的普通专业人员通常理解的相同的意义。在本发明的文本中，术语“对象”可以指任何温血生物，包括但不限于人类、猪、大鼠、小鼠、狗、山羊、绵羊、马、猴、猿、兔、牛等。当在本文中使用时，术语“生物可再吸收的聚合物”可以指其降解副产物可以通过对象身体中的自然途径被生物同化或排泄的聚合物。当在本文中使用时，术语“卷曲”可以指涉及在血管植入物上施加径向压力以使血管植入物的直径减小，而基本上不影响血管植入物的结构组分(例如壁或支撑条)的过程。当在本文中使用时，术语“可降解聚合物”可以指当置于对象体内或水性溶液中并维持在模拟生理介质的温度、重量克分子渗透压浓度、PH等条件下时被降解成单体和寡聚体的聚合物，所述降解优选不涉及酶降解，以将触发对象抗原-抗体防御系统的风险降至最低。当在本文中使用时，术语“最终预定形状和直径”可以指已在体腔中展开的血管植入物的目标直径、长度、设计和壁厚度。当在本文中使用时，术语“负回缩”可以指扩张的血管植入物的直径的不想要的减小。当在本文中使用时，术语“正回缩”可以指被制造成具有所需最终直径但尚未完全扩张到所需最终直径的血管植入物的直径的增加。当在本文中使用时，术语“玻璃化转变温度”和“Tg”可以指聚合物从玻璃态转变成橡胶态或与之相反时的温度。当在本文中使用时，术语“与松弛相关的回缩”可以指根据粘弹性聚合物材料的公 知行为，由于分子构型的时间依赖性缓慢重排而引起的血管植入物尺寸的缓慢变化。这样的重排部分是由于永久性的静态或动态负荷，其缓慢地引起构成血管植入物的聚合物材料达到热力学平衡。总的来说，本发明涉及用于干预性治疗或血管外科的可植入血管装置，更具体来说，涉及在塌陷和扩张两种构型下均表现出均匀应力分布的生物可再吸收的聚合物架子或支架。作为本发明的一种情况的代表，图IA-B显示了用于植入到体腔内的包含一个或多个环形支撑元件12的生物可再吸收的血管植入物10。所述一个或多个环形支撑元件12包含多个支撑条14，其每个包括中段16和铰接区18。与包括预定的高应力区域(例如在铰接处)的现有技术的可球囊扩张血管植入物(例如支架)不同，本发明的血管植入物10在处于扩张构型和动态负荷条件下(例如当在体腔中扩张、卷曲期间或在脉动的体腔中时)，表现出提高的径向抗性。径向抗性通过扩散和限制出现的最大应力以避免由高频径向负荷引起的蠕变而得到提高。结果，从支撑条14的中段16到最高转矩区域，变形更均匀地分布或吸收。I.牛物可再吸收的血管棺入物本发明的一个方面包括生物可再吸收的血管植入物10，其包含一个或多个环形支撑元件12。血管植入物10可以包括具有基本上管状的框架并能够植入到体腔内的任何元件、装置或器具。正如在下面更详细描述的，血管植入物10包含能够使血管植入物在塌陷构型与扩张构型之间转变的至少一种粘弹性材料。在本发明的一个实例中，血管植入物10可以包含架子(scaffold)。架子(scaffold)的非限制性实例可以包括支撑元件、可塌陷元件、可扩张元件、可膨胀元件、刚性结构、筛网结构、网状装置、多孔结构、支撑条、膜、气囊、伞形装置、肋材、辐条、框架及其组合。架子(scaffold)可以被完全覆盖、部分覆盖或不覆盖。被覆盖的架子可以包含用膜、织物、薄膜、多个层部分或完全覆盖和/或包被的骨架。在本发明的另一个实例中，架子(scaffold)可以包含支架。如图I中所示，血管植入物10包含一个或多个环形支撑元件12。当血管植入物10包含两个环形支撑元件12时，至少一个交叉支撑条20可以与环形支撑元件相交。所述至少一个交叉支撑条20可以由与一个或多个环形支撑元件12相同或不同的粘弹性材料制成。所述至少一个交叉支撑条20可以具有与一个或多个环形支撑元件12的降解或吸收率相比更慢、更快或相同的降解或吸收率。例如，所述至少一个交叉支撑条20可以具有约90天或更多天、约60天或约30天或更少天的降解或吸收率。血管植入物10可以包括任何数量的交叉支撑条20。例如，为了提供当植入到弯曲的血管系统中时具有更好柔性的血管植入物10，可能希望包含较少的交叉支撑条20，以便在交叉支撑条在较短时间内降解(例如分解或断裂)或吸收后血管植入物能够适应于血管系统的形状。应该认识到，包含交叉支撑条20作为血管植入物10的一部分还是省略它们，将取决于打算使用血管植入物的具体应用，并且降解或吸收的时间长度，取决于用于形成交叉支撑条的材料等级、交叉支撑条的横截面形状、血管系统的解剖学以及交叉支撑条的数量。此外，应该认识到，交叉支撑条20可以具有图2A-C中所示的杆状构造之外的任何适合的尺寸和形状。一个或多个环形支撑元件12中的每个包括第一末端22、第二末端24和在两个末端之间延伸的通道26(图1A)。正如上面提到的，一个或多个环形支撑元件12中的每个(图2A-C)还包含由铰接区18互连的多个支撑条14。所述多个支撑条14的每个和铰接区18 限定了横截面。每个支撑条14与铰接区18的横截面可以是长方形、圆形、椭圆形、正方形或任何其他所需的形状。在本发明的一个实例中，每个支撑条14 (图2A-E)包括限定了宽度Ws的中段16，并且每个铰接区18限定了宽度WH。如图2A中所示，第一个环形支撑元件12’包含通过铰接区18相连的一系列重复的V形支撑条14，第二个环形支撑元件12”包含也由铰接区相连的一系列重复的V形支撑条。应该认识到，取决于血管植入物10的目标应用，包括环形支撑元件12的每个支撑条14可以具有一致或不同的构造(例如形状和尺寸)。环形支撑元件12的每个包括由支撑条14和铰接区18界定的多个网格28。网格28允许将血管植入物10从较大直径(即扩张构型)卷曲成较小直径(即塌陷构型)，而基本上不改变交叉支撑条20或环形支撑元件12的构造。这样的网格28可以由标准的加工技术例如模制、激光切割、雕刻或光蚀刻来形成。每个环形支撑元件12可以包括所需数量的网格28。例如，每个环形支撑元件12可以包括约4至约15个网格28，更优选为约5至约6个网格。参考图3A-C，可以最好地理解本发明。正如在图3A-C中看到的，每个支撑条14的至少一部分的宽度Ws小于每个铰接区18的宽度WH。例如，中段16的宽度Ws可以为约150 iim或更多，铰接区18的宽度Wh可以为约250 iim或更多。在本发明的一个实例中，中段16处的宽度Ws可以为约160iim，铰接区18处的宽度Wh可以为约300 iim。从铰接区18向每个支撑条14的中段16，宽度Wh可以基本上连续减小。这种逐渐减小的效果是使转动惯量从中段16朝向铰接区18增加，以抵抗施加于血管植入物10 (即处于扩张构型下)的径向负荷或其切向源分量。换句话说，效果将是在铰接区18处(即高挠矩处)更高的抗变形性，并且使整体应力变形更加均匀。因此，遍及一个或多个环形支撑元件12的应力的均匀分布，确保了当血管植入物扩张并随后经受径向负荷时，血管植入物10的切向源径向强度和机械抗性不受损害。宽度的理想减小是由努力保持挠曲半径恒定所驱动的复杂函数。例如，矩形梁的挠曲由下列公式控制1/R=12FL/ (ETff3)；其中R是铰接区18的曲率半径，F是施加的力，L是距终点的距离，E是杨氏模量，T是支撑条14的厚度，W是支撑条宽度。因此，作为指导方针，支撑条的宽度W应该随着距支撑条14的一个末端的距离的立方根而变。也就是说，在沿着支撑条14的中段16的任何点处，宽度W将与该点距最接近的一个末端的距离的立方根成正比。然而，宽度W的任何逐渐减小，即使是简单的线性逐渐减小，也仍代表了与恒定宽度支撑条相比的显著改进。由于支撑条14在其铰接区18处更宽，因此整个血管植入物10可以应付更大的压缩和扩张力。因此,血管植入物10可以应付更大的疲劳应力，这能够产生更耐用、更牢固的血管植入物。在将铰接区18所经历的最大应力降至最低的尝试中，本发明利用了结构几何学，其将应力分配到支撑条14上与其他区域相比对断裂不太敏感的区域(例如中段16)。例如，当支架扩张时，常规支架结构最脆弱的区域之一是铰接区内侧上的半径。铰接区的这些内部半径一般来说是这类支架结构上具有最高应力水平的区域。图4A-D和图5A-D分别显示了常规支架结构30和32的实例。如图4A-D中所示，某些支架结构30包括锥形连接区34，其宽度Wh小于支撑条38的中段36的宽度Ws。这样的支架构造是不利的，这是因为在施加径向负荷后转动惯量从铰接区34向中段36增加，因此增加了铰接处的应力。类似地，如图5A-D中所示，其他常规支架结构32包括具有相等宽度Wh和Ws的铰接区40和支撑条中段42。这样的支架构造是不利的，这是因为在施加径向负荷后转动惯量从铰接区40向中段42保持恒定，从而在整个支架结构32上产生了不均匀的应力分布。常规支架结构的其他实例公开在Duerig等的美国专利No. 6, 190, 406、Roeder等的美国专利No. 7，753，948 (在后文中称为“Roederl”)和Roeder等的美国专利申请号11/454, 303 (在后文中称为“Roederll”)中。Duerig教导了表现出均匀分布的应变并由超弹性材料例如镍钛诺制成的可自扩张的支架。Roeder I教导了具有均匀分布的应力的可自扩张支架，其可以移动到塌陷构型中并置于将支架维持在塌陷状态下以用于血管内递送所需的鞘中。Roeder I还教导了支架由弹性、非弹性和超弹性材料(例如镍钛诺)制成，但是没有教导支架由粘弹性聚合物制成。Roeder II教导了在塌陷状态下能够容纳大量应变而没有永久损坏的可自扩张支架。Roeder II还教导了支架由弹性、非弹性和超弹性材料(例如镍钛诺)制成，但是没有教导支架由粘弹性聚合物制成。正如上面提到的，本发明的一个优点是在施加径向负荷后，应力更均匀地分布在整个血管植入物10上。具体来说，应力水平可以从铰接区18重新分配掉，并沿着支撑条14的长度、例如在每个支撑条的中段16处或其附近分布。结果，可以降低铰接区18处的最大应力水平。本发明的另一个优点在于通过将应力均匀分布于整个血管植入物10，可以增加血 管植入物的疲劳寿命。使用传统支架结构时，疲劳寿命可能是一种顾虑，因为即使在植入后，支架仍然受到动脉壁或其他组织结构的轻微压缩。这种压缩将操作应力引入支架结构中。因为对象的心脏在每次心搏时典型地引起血管系统中的动脉少量扩张和收缩，因此植入的支架在每次心搏时一般也少量扩张和收缩。在常规的支架结构中，由于操作应力循环集中在绞接区中，这可能在支架结构的绞接区中引起疲劳断裂。相反，本发明的血管植入物10可以通过使操作应力水平降至最低，来降低在弯曲或铰接处断裂的风险。血管植入物10的全部或一部分可以从至少一种粘弹性材料形成。本发明的粘弹性材料可以包括当经历变形时显示出粘性和/或弹性特性的材料中的任一种或其组合。粘性行为的特征在于当施加应力时，切变流和应变随时间线性变化，并且不存在初始状态的记忆。弹性材料在拉伸时即刻应变，并在应力移除后同样快速地返回至其原始状态。取决于温度和变形速率，粘弹性材料可以表现出粘性和/或弹性行为。在粘弹性聚合物的情况下，弹性通常是沿着有序固体中的晶体学平面拉伸的键或大分子结构缺少变形时间的结果(即低于玻璃化转变温度或在高变形比率、速度下)，而粘性是大分子部分和/或大分子和/或大分子框架的运动的结果(高于玻璃化转变温度，或在低变形比率、速度下)。在可植入聚合物装置的情况下，应力-应变行为取决于玻璃化转变相对于体温的位置。用于形成本发明的血管植入物10的粘弹性材料具有这两种性质的要素，因此表现出时间依赖性的应变。在本发明的一个实例中，血管植入物10可以由任一种粘弹性材料、例如可降解、生物可再吸收的聚合物(例如热塑性聚合物)或其组合来形成。血管植入物10可以由玻璃化转变温度(Tg)为约32°C〈Tg〈100°C、更具体为约35°C <Tg〈68°C的可降解和生物可再吸收的聚合物形成。例如，血管植入物10可以由具有低工作温度范围(例如Tg约为37°C)的一种或多种可降解和生物可再吸收的聚合物(例如热塑性聚合物)形成，因为某些材料(例如钢)可以在高温下表现出一定粘弹性。
形成血管植入物10的聚合物可以是由一种或多种无定形的生物可再吸收的聚合物、即在室温下不是晶体的聚合物的薄层形成的同聚物或共聚物。用于形成血管植入物10的聚合物在体内降解后不产生晶体残留，并且可以交联或者不交联。例如，如果允许血管植入物10的驯化、卷曲和展开的热学和粘弹性特征得到充分维持，可以使用光交联。可用于形成血管植入物10的聚合物的实例包括但不限于聚乳酸、聚乙醇酸、聚己内酯及其相关共聚物、聚碳酸酯、聚原酸酯、聚酸酐、聚二噁烷酮和聚羟基丁酸酯、聚酰胺、聚氨酯、聚脲、聚醚、多糖、聚酰胺、聚胺、聚磷酸酯、聚膦酸酯、聚磺酸酯、聚磺胺、聚磷腈、聚降冰片烯以及聚降冰片烯的共聚物、聚莰烯与KRATON⑩(热塑性弹性体)和聚乙烯的掺混物、苯乙烯系嵌段共聚物弹性体(例如苯乙烯-丁二烯)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乙烯、聚异戊二烯、聚己内酯和聚己内酯共聚物、聚乳酸共聚物、聚乙醇酸共聚物、聚二烯类、尼龙、聚环辛烯(PC0)、聚乙酸乙烯酯(PVAc)、聚偏氟乙烯(PVDF)、聚乙酸乙烯酯/聚偏氟乙烯的掺混物(PVAc/PVDF)、聚甲基丙烯酸甲酯/聚乙酸乙烯酯/聚偏氟乙烯的掺混物(PVAc/PVDF/PMMA)、聚氯乙烯(PVC)，它们的掺混物、衍生物、共聚物和/或组合。在本发明的一个实例中，血管植入物10可以由下列聚合物形成基于乳酸的立体共聚物(由L和D型单元构成的PLAx共聚物，其中X是L-乳酰基单元的百分数)(55〈Tg〈60)，乳酸和乙醇酸的共聚物(PLAxGAy，其中X是L-乳酰基单元的百分数，Y是乙醇酰基单元的百分数，共聚物的Tg高于约45°C)，以及乳酸-乙醇酸-葡萄糖酸共聚物，其中葡萄糖酰基单元的OH基可以被或多或少取代(pLAxGayGLz，其中X是L-乳酰基单元的百分数，Y是乙醇酰基单元的百分数，Z是葡萄糖酰基单元的百分数，使得三元聚合物的Tg高于约45°C)。在本发明的另一个实例中，血管植入物10可以从由L-和DL乳酸交酯产生的聚乳酸立体共聚物形成。所述聚合物在本文中被命名为“PLAX”，其中X表示在用于制备乳酸交酯的单体混合物中L-乳酸单元的百分数。X可以在约2至约98、例如约20至约80的范围内。在本发明的另一个实例中，血管植入物10可以从包含由L和DL乳酸交酯和乙醇酸交酯产生的聚乳酸和乙醇酸共聚物的聚合物形成。聚合物在本文中被命名为“PLAXGAY”，其中Y表示在用于制备共聚物的单体混合物中乙醇酸单元的百分数。所述共聚物不含乙醇酰基重复单元，因为已知这样的单元比乳酰基重复单元更活泼。聚合物可以使用金属锌或乳酸锌作为引发剂来制备。为了确保血管植入物10的良好的初始机械性质，共聚物的分子量可以高于约20，000道尔顿，例如约100，000道尔顿或更大。多分散性I=Mw/Mn，可以低于约2，并且不应该极大地反映出存在小于约2，000道尔顿(当通过例如孔径排阻层析测定时)的低分子量寡聚体的存在。II.牛物可再吸收的血管棺入物的驯化和卷曲血管植入物10可以通过标准技术来形成，所述技术例如挤出、模制、旋纺、注射模制、激光切割、它们的组合或将粘弹性聚合物转变成具有管状框架的中空装置的任何其他加工技术。通过这些方法中的任一种或组合形成的血管植入物10，可以被构造成具有为将要使用血管植入物的应用而定制的最终预定构型(例如形状、长度、厚度、直径)。例如，血管植入物10可以被预制成初始直径，然后在所选玻璃化转变温度下或更高温度下加热。然后可以将血管植入物10卷曲(例如使用机械手段和/或冷却)成适合于递送至体腔中的较小 的、收缩的外形。然后可以将血管植入物10冷却，并在植入之前组装到引导导管(未显示)或其他递送系统(例如气囊)上。可用于形成血管植入物10的方法的更详细讨论，公开在PCT出版号WO 2005/096992 Al中，其全部内容在此引为参考。血管植入物10可以被制造成携带并递送各种材料或治疗剂，只要这些材料或药剂不与粘弹性聚合物形成固体溶液，并且不起到显著改变植入物功能的增塑剂的作用即可。可以通过压紧或化学偶联，将材料或药剂沉积在血管植入物10的外表面或内表面上。这样的材料或药剂可以包括药品、药物活性剂、药物、遗传因子、非遗传因子和细胞。在本发明中可以使用广泛的各种治疗剂，包括用于治疗广泛的各种疾病和病症(即预防疾病或病症、减轻或消除与疾病或病症相关的症状、或基本上或完全消除疾病或病症)例如心血管疾病和癌症的治疗剂。III.确定牛物可再吸收的血管棺入物的驯化和卷曲所用时间和温度的稈序适用于驯化血管植入物10，由此展开对负回缩具有抗性的血管植入物的温度和时间，可以通过首先将血管植入物在气囊导管上卷曲来评估。然后使气囊膨胀以启动血管植入物10的扩张。除去气囊，并将血管植入物10储存在约37°C。在储存时，由于血管植入物的正回缩性质，血管植入物10的直径可能增加。如果当血管植入物10在这些条件下储存约4至6周的时间段(例如动脉壁从PTC血管成形术恢复的估计时间)时表现出很少或没有负回缩，则用于驯化血管植入物10的时间和温度是适合的。在血管植入物10表现出少量回缩的情况下，可以将血管植入物以略微大于最终预定直径的直径下驯化，以补偿少量的负回缩。用于将血管植入物10卷曲至减小直径的温度和时间，可以通过将固定于气囊导管的血管植入物置于约室温下或储存温度下来评估。如果卷曲的血管植入物10在这些条件下保持塌陷成对应于排气气囊的小直径，则在卷曲期间使用的时间和温度是适合的。可以通过将最终产品储存在低于约20°C的室温下，来实现血管植入物10被赋予的机械性质(例如正回缩)的优化。例如，可以将最终产品冷藏在约6°C至约8°C下。IV.牛物可再吸收的血管棺入物的展开在形成血管植入物10后，可以将血管植入物植入到体腔中来治疗任一种疾病或病症(例如狭窄或脆弱斑块)或其组合。可以植入血管植入物10的体腔或通道的实例，包括胃肠道(例如胆管、结肠、十二指肠)、食道、气管、支气管、泌尿道(例如尿道、前列腺、输尿管)、胰管系统、肠、眼管、输精管和输卵管以及血管系统，例如动脉和静脉(例如femeroiliac动脉、颈动脉、椎基底动脉、肾动脉、冠状血管、外周血管、颅内血管等)。血管植入物10可以通过各种不同方法来展开。例如，血管植入物10可以使用例如引导导管导入到体腔或通道内，然后前进到体腔内的靶位点(例如狭窄或脆弱斑块位点)。血管植入物10的直径和位置可以通过任何方法来确定。例如，可以将一部分或全部血管植入物10用不透辐射的材料包被或包裹，以允许在植入期间实时观察血管植入物。这种不透辐射的材料的一个实例可以包括金，其不刺激、基本上不过敏、在非常薄的层的情况下提供高的荧光镜可视性，并且据信减少血栓形成。在本发明的一个实例中，血管植入物10可以包括至少两个配置的标志物(未显示)，可以根据它们实时确定血管植入物的直径。标志物可以以大量方式中的任一种施加到 血管植入物10上，例如卷曲在血管植入物的支撑条上的条带和/或部分溅射的重金属涂层。正如下面进一步描述的，标志物可能帮助确定血管植入物10是否正确扩张，以及在任何给定时间点血管植入物的直径是增加还是减小。用于检测标志物的成像方式在本技术领域中是已知的，并可以包括X-射线、磁共振成像(MRI)和超声波成像。标志物可用于示踪血管植入物10在通过对象身体移动时的位置，这极大地有助于确定血管植入物是否正通过对象的正确路径移动。此外，这帮助将血管植入物10放置在体腔内的正确位点处。应该认识到，血管植入物10可以可选地包括至少三个标志物。使用至少三个标志物能够在植入期间的任何时间点确定血管植入物10的三维位置。这个特点确保血管植入物10在体腔内没有旋转运动，这种旋转运动在血管直径的外径小于放置血管植入物的体腔的内径时可能发生。血管植入物10在体腔内的旋转运动是不利的，因为它能够增加血流浊度，从而引起血栓形成。在血管植入物10植入期间检测到旋转运动的情况下，应该理解因此应该将血管植入物的直径适当增加。在将血管植入物10定位到体腔内的靶位点处之后，可以使血管植入物扩张成其最终预定形状。血管植入物10可以使用已知技术中的任一种或其组合来扩张，例如通过气囊、膨胀流体和/或对象的身体热量。例如，血管植入物10可以使用持续的气囊扩张与记忆恢复(即当达到支架的所选Tg时)的组合来扩张，正如在美国专利申请系列号12/282，738中所公开的，该专利申请在此以其全文引为参考。血管植入物10的缓慢且持续的、基于记忆的正回缩，阻止或减少了可能对靶位点处的组织造成损伤的血管植入物的不受控制和过度的扩张。此外，由于血管植入物10的粘弹性材料显示出时间依赖性应变，因此血管植入物的缓慢且持续的展开避免了典型情况下与聚合物架子或支架的展开相伴的裂缝和裂纹。在扩张期间和之后，均匀分布在整个血管植入物10上的应力确保植入物的径向强度和机械抗性不受损害，从而阻止或减少了对支架的不想要的或不利的影响(即支架塌陷或回缩)。因此，展开的血管植入物10不仅表现出径向刚性以抵挡弹性动脉回缩，而且通过减少应力或阻止应力超过屈服应力来避免压碎。下面的实施例仅仅是出于说明的目的，不打算用于限制本文随附的权利要求书的范围。实施例在32只猪中每只猪的冠状血管系统中植入2个生物可再吸收的支架(如图1A-2E中示意显示的)，其中16只为家猪，16只为小型猪。按照适合的规程，将所有支架递送至其相应的靶位点并正确展开。在28天时处死家猪，在90天时处死小型猪。在支架植入后一个月，再狭窄的百分率低于50%，其中实测的晚期管腔平均丢失为
0.6mm左右。正如可以在图7A-B中看出的，在30天和90天时支架完美地与动脉壁对抗，从而提供了明显的径向支撑。此外，将一些支架移出并通过酶消化流程进行处理。在回收的支架上测量了残留径向力。如图8中所示，在一个回收的支架中证实了连接断裂。在30天时，径向力和刚度与植入之前的值相比没有降低。此外，组织学分析证实了 30天时支架的良好的生物相容性(图 9A-B)。组织学分析由 CBSET, 500 Patriot Way, Lexington, MA 02421，USA 执行。 根据上面本发明的描述，本技术领域的专业人员可以设想出改进、改变和修改。这样的改进、改变和修改在本领域的技术范围之内，并打算通过随附的权利要求书来覆盖。
权利要求
1.一种生物可再吸收的血管植入物，其具有管状框架并用于植入到体腔中，所述支架包含 一个或多个环形支撑元件，所述一个或多个环形支撑元件的每个包含由铰接区互连的多个支撑条，所述多个支撑条的每个包括中段； 其中所述血管植入物包含能够使所述血管植入物在塌陷构型与扩张构型之间转变的至少一种粘弹性材料，所述多个支撑条的每个和所述铰接区限定了横截面； 其中从所述中段朝向所述铰接区，转动惯量增加，以适应所述转变并抵抗施加到处于扩张构型下的血管植入物的径向负荷。
2.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其中所述血管植入物是架子。
3.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其中所述血管植入物是支架。
4.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其中横截面限定了宽度。
5.权利要求4的生物可再吸收的血管植入物，其中宽度随着径向负荷的施加而增加。
6.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其还包含与所述一个或多个环形支撑元件相交的至少一个交叉支撑条。
7.权利要求4的生物可再吸收的血管植入物，其中所述至少两个交叉支撑条的每个的宽度小于所述铰接区的宽度。
8.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其中所述铰接区的宽度大于所述中段的览度。
9.权利要求I的生物可再吸收的支架，其中在所述血管植入物植入到体腔内之后，所述至少一个交叉支撑条在少于约90天内断裂。
10.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物，其中在所述多个支撑条的所述中段与所述铰接区之间的变形，在施加径向负荷下均匀分布于处于扩张构型的所述血管植入物。
11.权利要求10的生物可再吸收的血管植入物，其中变形是弹性变形、塑性变形或其组合。
12.权利要求I的生物可再吸收的血管植入物,其中所述粘弹性材料包含热塑性聚合物。
13.权利要求12的生物可再吸收的血管植入物，其中所述热塑性聚合物的玻璃化转变温度为至少约37°C。
14.权利要求13的生物可再吸收的血管植入物，其中所述热塑性聚合物是聚乳酸(PLA)聚合物。
15.权利要求14的生物可再吸收的血管植入物，其中所述PLA聚合物是聚DL-乳酸。
全文摘要
一种用于植入到体腔内的生物可再吸收的血管植入物，其具有管状框架并包含一个或多个环形支撑元件。一个或多个环形支撑元件中的每个包括由铰接区互连的多个支撑条。多个支撑条中的每个还具有中段。血管植入物还包含能够使血管植入物在塌陷构型与扩张构型之间转变的至少一种粘弹性材料。多个支撑条中的每个和铰接区限定了横截面。从中段朝向铰接区，转动惯量增加，以适应转变并抵抗施加到处于扩张构型下的血管植入物的径向负荷。
文档编号A61F2/90GK102711677SQ201080045203
公开日2012年10月3日 申请日期2010年10月6日 优先权日2009年10月6日
发明者马歇尔·范德里斯特 申请人:动脉再造技术股份有限公司