优化的支架套.pdf

一种支架植入方法，该方法包括：将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：支架套，其包括由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。所述方法进一步包括：将包括血小板聚集减低剂的活性药物成分(API)施用于患者，持续不超过六个月的缩短的时间段，所述缩短的时间段是所述性能的结果。根据一些实施方案，施用血小板聚集。

1.  一种支架植入方法，所述方法包括：
a)将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：
i.支架套，其包括由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及
ii.可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合；以及
b)将包括血小板聚集减低剂的活性药物成分(API)施用于受治疗者，持续不超过六个月的缩短的时间段，所述缩短的时间段是所述性能的结果。

2.  根据权利要求1所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过五个月。

3.  根据权利要求1所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过四个月。

4.  根据权利要求1所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过三个月。

5.  根据权利要求1所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过两个月。

6.  根据权利要求1所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过一个月。

7.  根据权利要求1所述的方法，其中，在所述缩短的时间段期间，受治疗者显示了对所述血小板聚集减低剂的反应，并且所述方法进一步包括：取消施用所述血小板聚集减低剂。

8.  根据权利要求7所述的方法，其中，所述反应选自由溃疡、皮疹、晕厥、骨髓毒性和血栓性血小板减少性紫癜(TTP)组成的组。

9.  根据权利要求1所述的方法，其中，在所述缩短的时间段期间，受治疗者显示了需要取消施用所述血小板聚集减低剂的病状，所述病状选自包括下列的病状组：对降低血小板聚集的API无反应、抗凝血酶缺陷、遗传性抗凝血酶缺陷(HD)、免疫抑制、低CCR5Δ32纯合基因型(CCR5)、获得性血友病、免疫缺陷综合征(AIDS)和HIV。

10.  一种支架植入方法，所述方法包括：
a)将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：
i.支架套，其包括由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能，以及
ii可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合；以及
b)由于所述性能的结果，取消将药物施用至受治疗者。

11.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述直径在约10微米和约15微米之间。

12.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述直径在约11微米和约14微米之间。

13.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述直径在约12微米和约13微米之间。

14.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述直径在约12.5微米之间。

15.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述网被形成为单面针织物。

16.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述纤维由多根丝形成。

17.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述可扩张的网结构包括缩回状态和展开状态，且进一步地，其中在所述展开状态中，所述可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于约160微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会。

18.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约180微米。

19.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约200微米。

20.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约220微米。

21.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述支架套包括在所述支架的表面积的约9％和约12％之间的小覆盖面积。

22.  根据权利要求1-10中任一项所述的方法，其中，所述纤维由能促进内皮细胞稳定附着于所述纤维的材料形成。

23.  根据权利要求22所述的方法，其中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。

24.  一种支架植入方法，所述方法包括：
a)将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：
i.支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在所述展开状态中，所述可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于约160微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及
ii可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合；以及
b)将包括血小板聚集减低剂的活性药物成分(API)施用于受治疗者，持续不超过六个月的缩短的时间段，所述缩短的时间段是所述最小中心尺寸的结果。

25.  根据权利要求24所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过五个月。

26.  根据权利要求24所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过四个月。

27.  根据权利要求24所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过三个月。

28.  根据权利要求24所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过两个月。

29.  根据权利要求24所述的方法，其中，所述缩短的时间段不超过一个月。

30.  根据权利要求20所述的方法，其中，在所述缩短的时间段期间，受治疗者显示了对所述血小板聚集减低剂的反应，并且所述方法进一步包括：取消施用所述血小板聚集减低剂。

31.  根据权利要求30所述的方法，其中，所述反应选自由溃疡、皮疹、晕厥、骨髓毒性和TTP组成的组。

32.  根据权利要求20所述的方法，其中，在所述缩短的时间段期间，受治疗者显示了需要取消施用所述血小板聚集减低剂的病状，所述病状选自包括下列的病状组：对降低血小板聚集的API无反应、抗凝血酶缺陷、HD、免疫抑制、低CCR5、获得性血友病、AIDS和HIV。

33.  一种支架植入方法，所述方法包括：
a)将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：
i.支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在所述展开状态中，所述可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于约160微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及
ii可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合；以及
b)由于所述最小中心尺寸的结果，取消将药物施用至受治疗者。

34.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约180微米。

35.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约200微米。

36.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述最小中心尺寸大于约220微米。

37.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述支架套包括在所述支架的表面积的约9％和约12％之间的小覆盖面积。

38.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述可扩张的网结构由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能。

39.  根据权利要求38所述的方法，其中，所述直径在约10微米和约15微米之间。

40.  根据权利要求38所述的方法，其中，所述直径在约11微米和约14微米之间。

41.  根据权利要求38所述的方法，其中，所述直径在约12微米和约13微米之间。

42.  根据权利要求30所述的方法，其中，所述直径在约12.5微米之间。

43.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述网被形成为单面针织物。

44.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述纤维由多根丝形成。

45.  根据权利要求24-33中任一项所述的方法，其中，所述纤维由能促进内皮细胞稳定附着于所述纤维的材料形成。

46.  根据权利要求45所述的方法，其中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。

47.  一种支架组件，所述支架组件包括：
a.支架套，其包括由直径在约10微米和约15微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及
b.可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合。

48.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述直径在约11微米和约14微米之间。

49.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述直径在约12微米和约13微米之间。

50.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述直径在约12.5微米之间。

51.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述网被形成为单面针织物。

52.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述纤维由多根丝形成。

53.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述可扩张的网结构包括缩回状态和展开状态，且进一步地，其中在所述展开状态中，所述可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于约160微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会。

54.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约180微米。

55.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约200微米。

56.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约220微米。

57.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述支架套包括在所述支架的表面积的约9％和约12％之间的小覆盖面积。

58.  根据权利要求47所述的支架组件，其中，所述纤维由能促进内皮细胞稳定附着于所述纤维的材料形成。

59.  根据权利要求58所述的支架组件，其中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。

60.  一种支架组件，所述支架组件包括：
a.支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在所述展开状态中，所述可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于约160微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及
b.可扩张的支架，其可操作地与所述支架套结合。

61.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约180微米。

62.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约200微米。

63.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述最小中心尺寸大于约220微米。

64.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述支架套包括在所述支架的表面积的约9％和约12％之间的小覆盖面积。

65.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述可扩张的网结构由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖所述纤维、因此降低血小板聚集的性能。

66.  根据权利要求65所述的支架组件，其中，所述直径在约10微米和约15微米之间。

67.  根据权利要求65所述的支架组件，其中，所述直径在约11微米和约14微米之间。

68.  根据权利要求65所述的支架组件，其中，所述直径在约12微米和约13微米之间。

69.  根据权利要求65所述的支架组件，其中，所述直径在约12.5微米之间。

70.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述网被形成为单面针织物。

71.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述纤维由多根丝形成。

72.  根据权利要求60所述的支架组件，其中，所述纤维由能促进内皮细胞稳定附着于所述纤维的材料形成。

73.  根据权利要求72所述的支架组件，其中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。

优化的支架套
本申请要求享有2006年11月22日提交的美国临时申请第60/860,486号的优先权，该申请的公开内容由此通过引用并入本文。
发明领域和背景
本发明在其一些实施方案中涉及支架组件(stent assembly)，且更具体地但不排他地，涉及被设计成显著降低血小板聚集，因此减小、甚至消除对血小板聚集减低剂(platelet aggregation reducer)的依赖性的支架套(stentjacket)。
目前，在所有经皮冠状动脉血运重建术中，超过70％的血运重建术将植入支架，并且常规地，支架被用于外周狭窄的脉管系统，例如狭窄的颈动脉血管和狭窄的器官脉管系统。
典型的支架通常形成大的网状的孔，该孔在支架扩张期间损伤周围狭窄的血管组织。在支架放置后的最初两天期间，在支架框和血管(包括损伤组织)上生长一层内皮细胞。内皮细胞在除了0.8％以外的全部支架受体种群(stent recipient population)中产生防止栓塞和相关后遗症的亚硝酸盐。
虽然短期内改善了局部循环，但支架并没有排除在支架所治疗的非常狭窄的组织中堵塞的长期危险，因为损伤的组织倾向于形成伸入穿过支架网的新的瘢痕组织，导致了血管堵塞，称之为再狭窄。
具有小孔的包括聚合物的管状套常常与支架配置在一起，以便通过较大的支架孔防止再狭窄。虽然通常防止了再狭窄，但带套支架(jacketedstent)引起了在其他威胁生命的危险方面的显著增加。在内皮组织涂布的聚合物支架套中的细胞群常常是不稳定的，出现了形成凝块(clump)的影响寿命的风险，所述凝块包括多个内皮细胞，通过循环自由漂浮。
血小板是粘性的、形状不规则的、圆盘状的来自血液的群体，它们能促进血液凝固，并容易地感测自由漂浮的内皮细胞凝块，在内皮细胞凝块周围聚集，并附着于内皮细胞凝块上。聚集的血小板和内皮细胞的栓塞提出了健康威胁，它能够在带套支架植入之后的任何时间形成；引起估计2％的所有带套支架受体最终发展为重要器官坏死和/或死亡。
药物洗脱带套支架虽然比非洗脱带套支架减少了再狭窄，但可能会具有比非药物洗脱支架甚至更大的栓塞死亡的威胁。
(“Late Acute Thrombosis After Paclitaxel Eluting Stent Implantation”(紫杉醇洗脱支架植入之后的晚期急性血栓形成)：F.Liistro；Heart；2001年9月；第68卷，第262-264页。
来自带套支架的栓塞的巨大而持续的威胁已经导致终生施用预防性活性药物成分(API)，其包括氯吡格雷硫酸氢盐(在本文称为氯吡格雷)，由Sanofi-Aventis和Bristol-Myers Squibb作为出售的降低血小板聚集的API。
施用氯吡格雷不是无危害的。氯吡格雷与许多副作用有关，所述副作用包括溃疡、皮疹、晕厥(暂时意识丧失)、骨髓毒性(myelotoxicity)(骨髓损伤)和TTP(血栓性血小板减少性紫癜)，特征在于形成栓塞的组装性血栓(assemblyic thrombi)的自发形成。即使立即诊断和积极治疗，由TTP导致的死亡率仍约为30％。
(“Clopidogrel-Associated TTP：An Update of Pharmacovigilance EffortsConducted by Independent Researchers，Pharmaceutical Suppliers，and theFood and Drug Administration(氯吡格雷相关的TTP：由独立研究人员、药物供应商及食品药品管理局所做的药物安全监测努力的新进展)”；Zakarija，MD等人；Stroke，2004年2月，第533-537页。
而且，氯吡格雷可能不会防止威胁生命的栓塞，因为目前的数据表明，高达30％的氯吡格雷受体不能充分地产生降低的血小板聚集。
(“Resistance To Clopidogrel：A Review Of The Evidence(氯吡格雷耐药：证据的综述)”：Nguyen MSc，Pharm等人；Journal of the AmericanCollege of Cardiology；2005年4月19日；第45卷，第8期，第1157-1164页)。
而且，病状如遗传性抗凝血酶缺陷(HD)对血小板聚集预防性API例如氯吡格雷不起反应。接受氯吡格雷的HD患者形成了独特的危险种群，因为HD常常只有在严重的栓塞事件之后被诊断。
此外，患有自身免疫缺陷综合征(AIDS)的人可能实际上由于施用氯吡格雷而产生血友病。在AIDS种群内，尤其具有产生血友病的风险的亚种群(sub-population)包括具有低CCR5(CCR5Δ32纯合基因型)的个体，该CCR5耐HIV-1感染。
另外，具有获得血友病的风险的那些人似乎是在免疫低下(immune-suppressed)个体的种群组中，包括老年糖尿病患者和那些早期HIV感染者。
(“Acquired Haemophilia May Be Associated With Clopidogrel(获得性血友病可能与氯吡格雷有关)”Montaser Haj等人；British Medical Journal2004年8月；第329：323页)。
除了影响上述种群组的健康危害以外，接受终生氯吡格雷的每一个带套支架受体具有显著的风险。
为了防止与几乎任何手术相关的过度出血，在手术前和手术后的长时间中必须停止氯吡格雷施用。结果，患者和外科医生将面临停止氯吡格雷施用并冒栓塞导致的死亡的风险或者继续施用氯吡格雷并冒无栓塞的出血、大出血和死亡的风险的两难选择。
一般而言，带套支架虽然有助于防止再狭窄，但与可能导致死亡的许多重要但仍未解决的问题相关。
因此，对于不需要施用降低血小板聚集的API的支架套存在广泛认同的需求，且具有无上述局限性的支架是非常有利的。
发明内容
根据本发明的一个方面，提供了一种支架植入(stenting)方法，该方法包括：将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：支架套，其包括由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成的可扩张的网结构(expansible mesh structure)，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。所述方法进一步包括：将包括血小板聚集减低剂的活性药物成分(API)施用于患者，持续不超过六个月的缩短的时间段，所述缩短的时间是所述性能的结果。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过五个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过四个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过三个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过两个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过一个月。
在多个实施方案中，在该缩短的时间段期间，受治疗者显示了对血小板聚集减低剂的反应，并且进一步包括：取消施用血小板聚集减低剂。
在多个实施方案中，所述反应选自由溃疡、皮疹、晕厥、骨髓毒性和血栓性血小板减少性紫癜(TTP)组成的组。
在多个实施方案中，在该缩短的时间段期间，受治疗者显示了需要取消施用血小板聚集减低剂的病状，该病状选自包括下列的病状组：对降低血小板聚集的API无反应(unresponsiveness)、抗凝血酶缺陷、遗传性抗凝血酶缺陷(HD)、免疫抑制、低CCR5Δ32纯合基因型(CCR5)、获得性血友病、免疫缺陷综合征(AIDS)和HIV。
根据本发明的一个方面，提供了一种支架植入方法，所述方法包括：将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：支架套，其包括由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。由于所述性能的结果，所述方法进一步包括：取消将药物施用至受治疗者。
在多个实施方案中，该直径在约10微米和约15微米之间。
在多个实施方案中，该直径在约11微米和约14微米之间。
在多个实施方案中，该直径在约12微米和约13微米之间。
在多个实施方案中，该直径在约12.5微米之间。在多个实施方案中，该网被形成为单面针织物(single knit)。在多个实施方案中，所述纤维由多根丝(filament)形成。
在多个实施方案中，可扩张的网结构包括缩回状态(retracted state)和展开状态(deployed state)，且进一步地，其中在展开状态中，可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，该最小中心尺寸大于约180微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率(occurrence)减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会。
在多个实施方案中，最小中心尺寸大于约200微米。
在多个实施方案中，纤维由能促进内皮细胞稳定附着于纤维的材料形成。
在多个实施方案中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物(biostable polymer)和天然聚合物。
根据本发明的一个方面，提供了一种支架植入方法，所述方法包括：将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在展开状态下，可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，该最小中心尺寸大于约180微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。所述方法进一步包括：将包括血小板聚集减低剂的活性药物成分(API)施用于受治疗者，持续不超过六个月的缩短的时间段，所述缩短的时间段是最小中心尺寸的结果。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过五个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过四个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过三个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间段不超过两个月。
在多个实施方案中，所述缩短的时间不超过一个月。
在多个实施方案中，在该缩短的时间段期间，受治疗者显示了对血小板聚集减低剂的反应，并且所述方法进一步包括：取消施用血小板聚集减低剂。
在多个实施方案中，所述反应选自由溃疡、皮疹、晕厥、骨髓毒性和TTP组成的组。
在多个实施方案中，在该缩短的时间段期间，受治疗者显示了需要取消施用血小板聚集减低剂的病状，该病状选自包括下列的病状组：对降低血小板聚集的API无反应、抗凝血酶缺陷、HD、免疫抑制、低CCR5、获得性血友病、AIDS、HIV。
根据本发明的一个方面，提供了一种支架植入方法，所述方法包括：将支架组件植入到受治疗者的血管内，所述支架组件包括：支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在展开状态下，可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，该最小中心尺寸大于约180微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。由于最小中心尺寸的结果，所述方法进一步包括：取消将药物施用至受治疗者。
在多个实施方案中，其中该最小中心尺寸大于约200微米。
在多个实施方案中，其中可扩张的网结构由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖纤维、因此降低血小板聚集的性能。
在多个实施方案中，所述直径在约10微米和约15微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约11微米和约14微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12微米和约13微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12.5微米之间。
在多个实施方案中，所述网由单一纤维(single fiber)形成。在多个实施方案中，所述纤维由多根丝形成。
在多个实施方案中，纤维由能促进内皮细胞稳定附着于纤维的材料形成。
在多个实施方案中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。
根据本发明的一个方面，提供了一种支架组件，所述支架组件包括：支架套，所述支架套包括由直径在约10微米和约15微米之间的纤维形成的可扩张的网结构，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖纤维、因此降低血小板聚集的性能；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。
在多个实施方案中，所述直径在约11微米和约14微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12微米和约13微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12.5微米之间。
在多个实施方案中，所述网被形成为单面针织物。在多个实施方案中，所述纤维由多根丝形成。
在多个实施方案中，可扩张的网结构包括缩回状态和展开状态，且进一步地，其中在展开状态中，可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，该最小中心尺寸大于约180微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会。
在多个实施方案中，最小中心尺寸大于约200微米。
在多个实施方案中，纤维由能促进内皮细胞稳定附着于纤维的材料形成。
在多个实施方案中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。
根据本发明的一个方面，提供了一种支架组件，所述支架组件包括：支架套，其包括具有缩回状态和展开状态的可扩张的网结构，且进一步地，其中在展开状态下，可扩张的网结构界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，该最小中心尺寸大于约180微米，因此使单一内皮细胞穿过所述孔中的一个而附着于多于一根的纤维的出现率减到最小，并且减小了由于随血流的自然的支架搏动而导致的内皮细胞脱离的机会；以及可扩张的支架，其可操作地与支架套结合。
在多个实施方案中，所述最小中心尺寸大于约200微米。
在多个实施方案中，可扩张的网结构由直径在约7微米和约18微米之间的纤维形成，所述直径具有形成基本上稳定的内皮细胞层、覆盖纤维、因此降低血小板聚集的性能。
在多个实施方案中，所述直径在约10微米和约15微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约11微米和约14微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12微米和约13微米之间。
在多个实施方案中，所述直径在约12.5微米之间。在多个实施方案中，所述网被形成为单面针织物。在多个实施方案中，所述纤维由多根丝形成。
在多个实施方案中，纤维由能促进内皮细胞稳定附着于纤维的材料形成。
在多个实施方案中，所述材料选自由以下材料组成的组：不锈钢、镍钛诺、钛、金、生物稳定性聚合物和天然聚合物。
除非另有规定，本文使用的所有技术和/或科学术语具有本发明所属领域的普通技术人员所普遍理解的相同含义。下面描述了示例的方法和/或材料，但在本发明实施方案的实施或试验中可使用类似或等同于本文所述的那些的方法和材料。在冲突的情况下，将以本专利说明书(包括定义)为准。另外，材料、方法和实施例仅仅是示例性的，且不期望是限制性的。

附图简述
在下文描述中，参照本文附图阅读，描述本发明的示例的非限制性实施方案。在附图中，出现在多于一个图中的相同的和相似的结构、其元件或部件通常在它们出现的附图中用相同的或相似的符号来标注。附图中所示的组件和部件的尺寸主要为了方便和显示的清晰度而选择，且不必是按比例的。附图中：
图1是根据本发明的一个示例实施方案的处于打开的、非卷曲的模式下的增强的支架装置(enhanced stent apparatus)的透视图；
图2是根据本发明的一个示例实施方案的增强的支架装置的横断面侧视图；
图3是根据本发明的一个示例实施方案的处于原位打开的模式下的增强的支架装置的图解；
图4是根据本发明的一个示例实施方案的处于打开的模式下的具有多级螺旋线圈(multiple helical coil)的增强的支架装置的透视图；
图5是根据本发明的一个示例实施方案的处于卷曲的、闭合的模式下的增强的支架装置的透视图；
图6A是根据本发明的一个示例实施方案的处于打开的模式下的针织多孔结构(knitted porous structure)的增强的支架装置的透视图；
图6B是根据本发明的一个示例实施方案的针织多孔结构的详细视图；
图7是根据本发明的一个示例实施方案的编织多孔结构(braidedporous structure)的增强的支架装置的透视图；
图8是根据本发明的一个示例实施方案的处于血管成形球囊上的增强的支架装置的透视图；
图9是根据本发明的一个示例实施方案的设置有纵向不可拉伸的线(wire)和水平可拉伸的弹性体的增强的支架装置的透视图；
图10是根据本发明的一个示例实施方案的增强的支架装置的透视图，其中多孔结构比支撑元件长；
图11是根据本发明的一个示例实施方案的增强的支架装置的透视图，其中多孔结构在直径上显著大于卷曲的支撑元件，并且自身折叠以便插入到管腔(lumen)中；
图12是根据本发明的一个示例实施方案的直径显著大于至少部分放气的球囊的多孔结构的透视图，其中该多孔结构自身被折叠以便插入到管腔中；
图13示出了根据本发明的一个示例实施方案的减小至少多孔结构的直径的漏斗的用途；
图14示出了根据本发明的一个示例实施方案使用可拉伸的橡皮管制造压缩的多孔结构；
图15是显示根据本发明的一个示例实施方案的结构的纤维厚度对多孔结构的表面积的百分率的曲线图；
图16是根据本发明的一个示例实施方案的用于将多孔结构固定于支撑元件的穿入方法(threading method)的详细图解；
图17是根据本发明的一个示例实施方案的用于将多孔结构固定于支撑元件的针织方法(knotting method)的详细图解；
图18是根据本发明的一个示例实施方案的显示多孔结构折叠技术的增强的支架装置的横断面图；
图19是显示根据本发明的一个示例实施方案的用于制造多孔结构的方法的示意图；
图20A是典型动脉瘤的图解；
图20B是用于治疗动脉瘤的现有技术的图解；
图20C是根据本发明的一个示例实施方案的用于治疗动脉瘤的技术的图解；
图21A是根据本发明的一个示例实施方案的处于减小的剖面构型(reduced profile configuration)的滑环的横断面图；
图21B是根据本发明的一个示例实施方案的处于展开的构型的滑环的横断面图；
图22是根据本发明的一个示例实施方案的具有在其上覆盖生长(overgrowing)的内皮细胞层的多孔结构的横断面图；
图23是其中一团内皮细胞从支架支柱上脱离的现有技术情况的图解；
图24a-24d显示了根据本发明的实施方案的自扩张支架的展开；
图25-28显示了原位领域中的典型的支架套材料的原位细节(in situdetail)；以及
图29示出了根据本发明的实施方案的针织支架套的一部分；
图30示出了根据本发明的实施方案的图29的针织支架套的平面图；
图31-32示出了材料的细节，包括根据本发明的实施方案的图29的针织支架套；以及
图33示出了根据本发明的实施方案的图8-9中所示的材料的原位细节。
示例实施方案的详述
本申请被划分为多个标记部分，所述标记部分通常依次包括：装置的描述(例如多孔结构、支架等)、用于制造装置的材料和方法、药物与装置的使用，以及使用所述装置的方法。应该理解，各部分标题仅为了清楚，而不是意图限制其中所述的主题。此外，在特定部分中所述的主题中的一些可能属于多于一个部分，且因此，一些材料在多个部分之间可能重叠。
引言
本发明的多个方面通过提供具有被设计成促进稳定的内皮细胞层的低膨松网套(low-bulk mesh jacket)的支架组件而成功地解决了现有技术的缺陷。
根据本发明的一些实施方案，所述网包括纤维，该纤维具有允许各内皮细胞完全覆盖并重叠各根纤维的小直径，从而在纤维的每一侧上形成附着于组织的内皮细胞层。这样形成的内皮层(endothelial layer)基本上是稳定的，具有脱离和形成栓塞的显著减小的倾向性。
根据本发明的一些实施方案，网纤维包括能促进内皮细胞附着，从而促进内皮层稳定的材料。
根据本发明的一些实施方案，所述网不用例如可能降低内皮细胞附着的化学涂层进行二次加工。另外，化学涂层的缺少用于保持低膨松纤维和纤维接合，其中第一纤维在第二纤维上方或下方穿过-有助于内皮层稳定的另一个特征。
根据本发明的一些实施方案，每一网纤维与相邻的纤维间隔一定距离，从而防止了单一内皮细胞附着于多于一根的纤维，从而减小了例如由于在血流动期间的自然的支架搏动导致的内皮细胞将从支架脱离的机会。
根据本发明的一些实施方案，支架套任选地包括针织的网。根据本发明的一些实施方案，支架套网任选地由单一纤维或者单组纤维形成。
增强的支架装置的综述
本发明在其一些实施方案中涉及如在PCT专利申请PCT/IB2006/051874中所提出的支架组件，该申请的公开内容据此通过引入并入本文。
在本发明的一个示例实施方案中，提供了一种包括多孔结构和任选的下层支撑元件例如支架的装置(其中下层是指多孔结构处在支撑元件和管腔壁之间)。
在本发明的一些示例实施方案中，使用包括多孔结构和支架的增强的支架装置来治疗狭窄和/或再狭窄。在本发明的一些示例实施方案中，增强的支架装置提供了超过常规动脉支架的益处的多重性(multiplicity)中的至少一个。例如，增强的支架装置任选用于防止斑块(plaque)进入血流而引起栓塞，因为多孔结构被制成为具有足够小的孔(尺寸在以下给出)，从而将脱离的斑块保持在适当的位置。在本发明的一个实施方案中，在支架植入期间，使用多孔结构代替使用栓塞保护设备(embolism protectiondevice)。任选地，不使用“伞”型栓塞保护设备。任选地，多孔结构与栓塞保护设备联合使用，以便获得优于植入常规动脉支架期间使用栓塞保护设备的方法的增强的保护。在本发明的一个实施方案中，增强的支架装置比常规支架将更广泛的药理学援助(pharmacological assistance)输送至治疗区。在本发明的一些实施方案中，增强的支架装置被优化为促进内皮细胞生长和/或迁移。
图1示出了本发明的一个示例实施方案中的增强的支架装置100的透视图。支撑元件12被设计和构造成从增强的支架装置100的中心轴106以径向方式扩张血管。任选地，支撑元件102在形状上是管形的。在本发明的一些示例实施方案中，支撑元件102由柔性的生物相容性材料构成。任选地，支撑元件102由不锈钢、镍钛诺和/或钴铬合金和/或其他金属合金(例如镁合金)构成。任选地，支撑元件102由生物稳定的或生物可吸收的聚合物构成。在本发明的一些示例实施方案中，支撑元件102是血管支架，例如由Boston和/或制备的那些。
在本发明的一个示例实施方案中，支撑元件102被至少一个多孔结构104覆盖。任选地，支撑元件102用作多孔结构104的支撑结构，例如提供径向支撑和/或保持多孔结构104的所需形状。图2显示了增强的支架装置的横断面图。在该实施方案中，支撑元件102为位于支撑元件102外部的多孔结构104提供结构支撑。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104被放置在支撑元件102的外部，且从而重叠支撑元件102中的间隙(使该设备的孔径尺寸总体上更小，例如150微米)，因为常规支架结构通常在支架的结构中产生多个间隙，通常几毫米。在本发明的其他示例实施方案中，多孔结构104仅仅覆盖支撑元件102的一部分。例如，支撑元件102的仅仅一部分被覆盖，以避免将腔内流(luminal flow)限制至分支血管。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104延伸通过支撑元件102的至少一个端部。这例如可以更好地处理处于增强的支架装置100的边缘处的血管的内表面，而在边缘处，更可能具有再狭窄。在本发明的一个示例实施方案中，多孔结构104通过延伸通过支撑元件102的至少一个端部而衬垫和/或治疗由支撑元件102的边缘引起的创伤。任选地，多孔结构104延伸通过支撑元件102的端部不超过1mm。任选地，多孔结构104延伸通过支撑元件102的端部超过1mm。任选地，多孔结构104延伸通过支撑元件102的仅一个端部或两个端部(如图10所示)。
在本发明的一些示例实施方案中，将多孔结构104固定到支撑元件102，以防止多孔结构104解开和/或引起组织刺激和/或避免多孔结构在展开期间移离支撑元件。任选地，将多孔结构104的端部折叠在支撑元件102的端部上并固定，从而为有可能引起创伤的边缘提供了衬垫。任选地，多孔结构104的端部自身折叠，并且由于在支撑元件和管腔之间的压力而保持被折叠。在本发明的一个实施方案中，使用处理如加热来使该折叠明显(sharp)和/或持久。
应理解，虽然在图1和图2中示出了增强的支架装置的示例构型，但可以使用其他构型，所述其他构型包括：多孔结构104在药物洗脱支撑元件上；药物洗脱多孔结构在支撑元件102上；药物洗脱多孔结构在药物洗脱支撑元件上；支撑元件在至少两个多孔结构之间，任选地一些或全部洗脱药物；以及包括多个层的增强的支架，所述多个层表现出不同的可选特性如降解时间和/或药物洗脱。应理解，以上构型中任一个包括可生物降解的和/或生物可吸收的材料。任选地，选择构型用于由患者的病状所指示的具体治疗方案。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104用于控制由增强的支架装置对身体管腔壁施加的局部压力。例如，在多孔结构至少部分地覆盖支架时，通过增加或减少多孔结构的覆盖面积(coverage area)，可以改变由每单位面积的增强的支架装置所施加的压力。在本发明的一些实施方案中，覆盖面积的改变考虑诸如支撑元件102的刚度和支撑元件120的支撑支柱的几何结构和/或覆盖面积的因素。在本发明的一个实施方案中，使用压力控制来减小增强的支架装置引起斑块从管腔壁脱落的可能性。在本发明的一些实施方案中，使用压力控制来减小通常由支架植入物引起的组织创伤，从而增强了对狭窄/再狭窄的保护。此外，在本发明的一些实施方案中，以前由于对管腔组织的创伤的可能性而不能使用的支撑元件102支柱可以任选地与多孔结构104结合使用。
在本发明的一些示例实施方案中，使用如本文所述的至少一个多孔结构来治疗胆管。例如，胆管常常由于限制流动的碎片(debris)(例如胆固醇)而堵塞。使用增强的支架装置治疗胆管可以增加胆管的直径，改进它们的工作。
已知的是，不同类型的身体管腔具有不同的表面结构(surface texture)，包括在不同的管腔中不同和有时在一种类型的管腔内不同。因此，在本发明的一些示例实施方案中，根据正被治疗的管腔的内部表面结构，制造和/或使用具有不同表面结构构型的不同的多孔结构。例如，身体管腔中的峰和谷与多孔结构的反峰(counter peak)和反谷配合(即，多孔结构的反峰进入管腔的谷中，且多孔结构的反谷接收管腔的峰)。任选地，反峰和反谷具有与正被治疗的管腔中存在的峰和谷相同的幅度。
应理解，孔径尺寸、多孔结构厚度、纤维厚度(或French)和/或覆盖面积随不同的应用而变化。例如，在治疗颈动脉时，超过100微米的碎片应该被防止到达脑部，因此多孔结构被设计成使得在支架扩张至通常约8毫米时，大多数的孔径尺寸小于100微米。作为另一个例子，当治疗冠状动脉时，较大的碎片(＞100微米)是不成问题的，而内皮化过程(endotheliazation process)和流动至侧支的非限制性是更为重要的。因此，对于冠状动脉应用，当支撑元件102处于扩张位置时，通常直径约3毫米，多孔结构中的孔任选地大于100微米且在300微米以下。在本发明的一些实施方案中，多孔结构上内皮细胞生长的速率可以通过增加和/或减小纤维厚度和多孔结构厚度来调节。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104与球囊可扩张的支撑元件(balloon expandable support element)102一起使用。在本发明的一些示例实施方案中，将多孔结构104不与或与支撑元件102一起直接放置在可扩张的球囊802上，例如，如图8所示。在本发明的一些示例实施方案中，球囊导管可以延伸通过支撑元件102的近端和/或远端。任选地，需要提供多孔结构104，多孔结构104延伸通过支撑元件102的端部，以在球囊和血管之间提供缓冲，并且任选地，为下层支撑元件102没有延伸到、但可能暴露于球囊的区域提供药物治疗。
在本发明的一个示例实施方案中，多孔结构104的厚度是在100微米以下。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构的厚度小于30微米。任选地，多孔结构的厚度小于10微米。例如，多孔结构的厚度小于5微米或1微米。多孔结构104任选地包括至少一种细的、线状的纤维。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104包括至少一种厚度为40nm到40微米的纤维。任选地，纤维厚度类似于或小于内皮细胞的直径，以促进内皮细胞在纤维之间和/或在至少一种纤维周围生长。在本发明的一个示例实施方案中，使用超强力纤维(super-fiber)来构造多孔结构104，其中超强力纤维由编织在一起的多根纤维制成。任选地，超强力纤维用于提高多孔结构104的强度。
在本发明的一个示例实施方案中，将多孔结构104的纤维纺丝和/或针织和/或纺织和/或编织，以便为多孔结构104提供结构和在多孔结构104中提供孔110。任选地，该多孔结构以均匀方式(even pattern)被纺织。任选地，多孔结构被构造成使得纤维任意地位于多孔结构104中。任选地，使用聚合物纤维来构造多孔结构104。任选地，将聚合物覆盖物应用于多孔结构102和/或支撑元件102中。示例的多孔结构制造在以下“制造方法”部分中更详细地描述。
在本发明的一个示例实施方案中，聚合物覆盖的多孔结构104任选地由封闭联锁设计和/或开放联锁设计或类似于典型支撑元件102设计的半开放设计来制成。开放联锁设计在需要侧支时是有利的。当治疗两根血管的接合处时，有时需要通过另一根血管侧引入一个支架。开放联锁设计允许这种操作，且当多孔结构由金属网制成时，利用开放联锁设计，以便使容易建立侧支的支架(easy side branching stent)成为可能。任选地，在不可生物降解的支撑元件102上使用可生物降解的聚合物涂层将在可生物降解的聚合物降解之后，留下包埋的支撑元件102。
在本发明的一个示例实施方案中，将多孔结构104卷曲成小的直径，同时仍然保持它的柔性，以使得能够成功地通过患者的血管调动到增强的支架装置100待被植入的部位。在本发明的一个示例实施方案中，多孔结构104是可扩张的，以在患者的血管内的治疗部位处展开时使多孔结构104能够与支撑元件102一起扩张。任选地，多孔结构104沿着纵轴的扩张匹配支撑元件102沿着纵轴的扩张。
在本发明的一个示例实施方案中，至少多孔结构104是可扩张的，而不显著缩短或伸长多孔结构104的长度。任选地，多孔结构104的扩张不同于支撑元件102，例如使用本文所述的滑动连接(sliding connection)。如本文的其它地方所述，在多孔结构104的针织实施方案中，扩张的发生至少部分是由于针织结构的原因，并且未必是因为在构造多孔结构104中使用的纤维的弹性。在本发明的一个实施方案中，包括多孔结构104的至少一种纤维在制造期间设置有松弛(slack)，以便在多孔结构104扩张时提供附加的纤维材料。图9显示了增强的支架装置900的透视图。根据本发明的一个示例实施方案，增强的支架装置900设置有不可拉伸的线902和可拉伸的弹性体纤维904。这种实施方案有助于保持整个装置900的长度，同时允许在植入期间的可扩张性和柔性。
在本发明的一个示例实施方案中，提供了增强的支架装置，其包括至少一个可扩张的支撑元件和可扩张的多孔结构。支撑元件任选地是支架，它的实例在用于为各种身体管腔提供治疗的技术中是已知的。在本发明的一个实施方案中，多孔结构具有类似于渔网的结构。在本发明的一个实施方案中，多孔结构由直径约15-20微米的纤维针织而成，具有小于20％的覆盖面积并具有约150x 200微米的孔径尺寸。在本发明的一些实施方案中，多孔结构通过缝合(stitching)至少暂时地连接于支撑元件的支撑支柱。任选地，缝合是松的，允许多孔结构在支撑支柱上滑动，例如提供关于图16的本文所述的额外的可扩张性。在本发明的一些实施方案中，缝合是可生物降解的。在本发明的一些实施方案中，支撑元件和/或多孔结构适合于将药剂洗脱到正被治疗的身体管腔中。
在本发明的一些实施方案中，根据预期用途或待实施的治疗来选择增强的支架装置的不同的特征。例如，任选地，根据对提供预防某一尺寸的碎片的栓塞倾泻(embolic shower)保护的需要来选择孔径尺寸。作为另一个实例，任选地选择覆盖面积，用于调节正被治疗的管腔上的局部压力。这些特征中的许多是相互关联的，如本文所描述和如图15中所显示的。
在本发明的一个实施方案中，多孔结构104是柔性的，以允许管腔自然地改变其直径，引起管腔中的压力改变和/或对肌肉活动响应。在本发明的一些实施方案中，多孔结构104分为多个半独立部分，它们对管腔内的刺激或来自管腔的刺激不同地起反应。任选地，使用多个部分来防止管腔联合(banding)穿过多孔结构104的整个长度。
多孔结构的示例特征和性能
在本发明的一个实施方案中，将在下面更详细描述的制造技术，例如为多孔结构104的单个纤维或部分提供了松弛的针织，使得多孔结构104在展开时任选地能够扩张至高达其在插入时的直径的10倍(插入直径将在下面更详细地描述)。例如，在冠状动脉应用中，多孔结构104可以从直径1mm扩张至3mm。在其他实例中，多孔结构104在颈动脉应用中可以从2mm扩张至8mm，而在脑部应用中，多孔结构104可以从0.3mm扩张至2.5mm。这些数值是近似的，且仅仅用于举例说明。在本发明的一个实施方案中，多孔结构104的扩张用以下三种方式中的至少一种来实现：1)多孔结构104的针织/编织/纺织结构(包括纤维和卷曲纤维中的松弛)；2)制备多孔结构104的纤维是至少轻微弹性的；3)多孔结构104和支撑元件102之间的滑动连接(下文描述)允许多孔结构104在扩张期间相对于支撑元件102在某一定限度内移动。在本发明的一个实施方案中，制备多孔结构104的纤维包括在2％和80％之间的非弹性材料。在本发明的一些实施方案中，制备多孔结构104的纤维的弹性材料允许扩张至高达其初始尺寸的1000％。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104在经受扭转、转向、压缩和/或伸长时显示了高的耐久性，这允许多孔结构104耐受通过患者的脉管系统到达治疗部位的输送过程。在本发明的一个实施方案中，多孔结构104在若干个部位松散地连接于球囊，并且折叠以用于插入到管腔中，如图12所示；这种构型任选地与支撑元件102联合使用。折叠的多孔结构104提供了更容易插入到患者的身体管腔中的直径减小的装置。如下所述，多孔结构104至少暂时固定于球囊，以防止多孔结构104在植入期间移动。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104的总面积的20％包括处于扩张构型时具有不大于50微米、200微米或超过200微米的近似直径的孔。应认识到，在制造多孔结构期间，例如，用某些制造技术如静电纺纱(electrospinning)和/或针织，在多孔结构内产生的孔可以重叠。该重叠有效地产生了小于规定值的孔径尺寸。然而，在本发明的一些示例实施方案中，有效的名义上的孔径尺寸在直径上不大于50、200微米或者超过200微米。在本发明的一些实施方案中，孔径尺寸被选择为能促进内皮细胞按某一速率覆盖生长。
应该注意的是，至少某种程度上，由于多孔结构104的制造和/或所需性能，孔的形状可能改变。例如，在针织多孔结构中，孔最可能是大致正方形的。相反，使用纺织技术制造多孔结构可能产生正方形和/或矩形的孔，而编织的多孔结构可能展示四边形的孔，如图7所示。在描述孔的近似“直径”时，应该认识到，全部孔、一些孔或没有孔将是能够使用直径来过分单纯化地测量面积的真正的圆形、正方形、矩形和/或四边形。因此，使用直径描述仅仅是告知示例孔径尺寸的近似值。例如，“直径”可以是在四边形如正方形或矩形的两个平行边之间的距离。
在下面描述的一些部分中，本文所述的孔径尺寸是关于在多孔结构在管腔中展开时的孔的尺寸。在其他部分中，所述尺寸是指在卷曲时的孔径尺寸。有时，本文所述的孔径尺寸是指介于卷曲的和展开的构型之间的状态下的孔的尺寸。在上下文中，应该容易认识到应用以上构型的哪一种，然而，在不清楚的情况下，孔径尺寸能够被认为是适用于扩张的、卷曲的或中间的构型。当提到纤维直径时，它涉及用于构造多孔结构104的纤维。例如，如果多孔结构104由包括一束各自直径为2微米的10根纤维的超强力纤维构造时，总的超强力纤维直径为约20微米。此外，应理解，对纤维直径的提及仅仅是近似值和为了方便，而并不意味着该纤维必定是圆的。任选地，纤维尺寸按French尺度计量，例如0.003Fr。
参考图15，针对具有渔网型构型的多孔结构，示出了多孔结构的纤维厚度与支撑元件的覆盖面积百分率关联的曲线图1500。能够看出，一般趋势是，随着纤维尺寸变细，属于该结构的多孔结构表面积的量减少。在本发明的一个实施方案中，希望具有25％以下的覆盖面积。任选地，多孔结构104显示了低于20％的覆盖面积。在本发明的一个实施方案中，多孔结构的覆盖面积适于被最小化，同时还实现预期的管腔治疗功能，例如本文所述的那些功能。在本发明的一些实施方案中，多孔结构104的覆盖面积被最小化，以便避免不希望有的临床副作用。例如，管腔组织刺激和热原效应是最小化多孔结构104的覆盖面积以及任选地其他特征如孔径尺寸、多孔结构厚度和/或纤维厚度的考虑因素。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104的结构与孔的比例、纤维尺寸和/或孔的大小被定为以便允许容易通过多孔结构104扩散和促进内皮细胞的生长。因为用于构造多孔结构104的纤维2202的直径大约是内皮细胞2204的尺寸，或者更小，如图22所示，所以在多孔结构上生长的细胞的完整性将好于在现有技术中获得的完整性。单个细胞在统计学上将具有与血管壁的牢固连接，因为它的尺寸与纤维直径大致相同或者更大，因此，在本发明的一个实施方案中，将其自身在多于一个部位锚固到其天然基底内膜层(basalamina intimal layer)，并能够获得更好的生长条件。因此预计，与目前使用药物洗脱支架进行治疗实现的相比，可以减少迟发或亚急性血栓形成的机会。另外，多孔结构104有效用作血栓倾泻保护设备、将脱离的斑块保持在适当的位置、防止它从血管壁进入血流。应该指出，考虑到纤维厚度、多孔结构厚度和/或孔径尺寸，多孔结构104被构造成使得内皮细胞将长满多孔结构104和任选的支撑元件102，以便将增强的支架固定在适当的位置和/或将支撑元件102和/或多孔结构104的异物(foreign material)与血流隔开。在本发明的一个示例实施方案中，在植入数小时内建立多孔结构104的内皮细胞层的覆盖生长。在本发明的一个实施方案中，由于多孔结构104的特征，覆盖生长在该时间范围内完成，因为它们与内皮细胞相关联，例如，总厚度与单个内皮细胞大致相同或者小于单个内皮细胞。在本发明的一些实施方案中，认为由于使用增强的支架装置的内皮化速率的结果，在支架植入术后，患者的平均住院时间能够减少。另外，由于在增强的支架装置100的至少多孔结构104上的快速内皮化的结果，预计能够增强药物治疗的速率和效力。
图23示出了使用现有技术药物洗脱支架的缺点，其中内皮细胞的团块已从支架支柱2304上脱离，露出了支架的暴露“岛”2302。有时，由于内皮细胞对支柱2304的聚合物涂层的差的粘着力，团块从支柱2304上掉落。有助于该差的粘着力的是，支架支柱2304通常比单一内皮细胞大一个数量级，从而需要产生大的内皮细胞桥来跨越该支柱。暴露的岛2302可用作血栓形成产生(thrombosis develpoement)的种子。在本发明的一些实施方案中，多孔结构104被构造成减小内皮细胞从多孔结构上掉落的可能性，从而减小迟发或亚急性血栓形成的产生和支撑元件102暴露于管腔内的物质的机会。例如，内皮细胞保持力任选地通过用一定厚度的至少一种纤维来构造多孔结构104以及用孔径尺寸(以便允许内皮细胞穿过该孔生长)(例如本文所述的孔径尺寸)来加强。任选地，通过使用一定厚度的纤维层例如本文所述的那些来促使内皮细胞保留在多孔结构上。任选地，如图22所示的单一纤维多孔结构104的线性性质能减小内皮细胞的大的团块移动的可能性。在本发明的一个实施方案中，将任选地浸透有药物的多孔结构104放置在裸金属或药物洗脱支撑元件的内部，以便减小支撑元件的致血栓性(thrombogenicity)。例如，通过促进内皮细胞在其上生长和/或通过覆盖支撑元件的一部分来减小支撑元件的暴露表面积。
如以上所建议的，使用厚度类似于或小于内皮细胞直径的细纤维，能够使内皮细胞层在多孔结构104上生长，同时至少在内皮细胞的两个点处仍然紧密地结合于基底层(basalintima layer)，在多孔结构104的每一侧各有一个点。在本发明的一个实施方案中，该基底层在内皮细胞层上的锚固效应减小了内皮细胞层的一部分脱落和进入管腔的机会。这有效地减小了患者中的栓塞的机会和/或还减小了异物(例如支架和多孔结构)与正被治疗的管腔的内含物(content)接触和反应的可能性。在几个内皮细胞的团块从多孔结构104上掉落、暴露一片纤维的情况下，认为对患者伤害的机会减小，因为线性的、单一内皮细胞宽度几何形状不象图23中所示的那样具有致血栓性，在图23中，直径至少几个细胞的内皮细胞团块已经掉落。另外，在暴露的多孔结构104上的再内皮化将比在暴露的支柱2304上更快，至少因为以下原因：在多孔结构104的情况下，当刚好一个内皮细胞覆盖生长用于构造多孔结构的内皮细胞尺寸的纤维时，形成了内皮细胞层。相反，内皮细胞层覆盖生长只有在多个内皮细胞已经覆盖暴露的岛之后才完成。
在本发明的一个实施方案中，通过将多孔结构104用于药物洗脱减小迟发或亚急性的血栓形成的风险，任选地允许减少患者使用抗凝血剂的持续时间和/或剂量。
在本发明的一些示例实施方案中，纤维厚度、多孔结构厚度和/或孔径尺寸全部根据多孔结构104的应用和患者的需要来独立地改变。例如，在冠状动脉中，时常有帮助的是提供良好的药物分散。在这种实例中，包括多孔结构104的纤维任选地被更加靠近设置，以便允许将药物更完全输送给患者。
在一些示例实施方案中，当在组织中具有差的扩散的大分子药物用于抵抗再狭窄时，多孔结构可以用适当的药物浸泡和/或渗透，以便更好地使所述药物扩散。由于副作用和过度毒性，所使用的大多数药物的最大浓度是相当有限的，且同时，为了在没有支架支柱覆盖的区域中允许具有最佳药物代谢动力学，该浓度是不足够的。具有较好的支架区域几何覆盖的多孔结构网为支架覆盖的整个区域提供了更好和更佳的药物代谢动力学。例如，当使用高道尔顿的大分子药物时，或者当脂质体是治疗剂的载体时，或者当药物的立体化学结构是大的和/或复杂的时，和/或当药物是疏水性的时，较为均匀的药物分布是非常理想的。在本发明的一些示例实施方案中，药物代谢动力学也被优化，因为药物位于多孔结构104的纤维上/纤维中，并且被覆盖和密封在内皮层中，这有助于防止药物被血液冲走。
在本发明的一些示例实施方案中，例如在旁路静脉移植中，建立侧支不是问题，因此任选地使孔径尺寸变得更小，但不至于小到防止内皮细胞穿过其生长。在本发明的另一个示例实施方案中，例如在颈动脉中，建立侧支一般不被认为是问题，但捕获碎片是问题。因此，在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104的孔径尺寸被减小至小到直径20微米。在其他应用中，孔径尺寸可以增加至50、100、200微米或甚至超过200微米，这取决于增强的支架装置100的应用。
在本发明的一些示例实施方案中，使用多个多孔结构。任选地，至少一个多孔结构位于支撑元件102的内部、支撑元件102的管腔的内部。任选地，多于一个多孔结构位于支撑元件102的外表面。在本发明的一些示例实施方案中，位于支撑元件102上的至少一些多孔结构被构造成是“同相的(in-phase)”，其中多孔结构的孔彼此重合。任选地，多孔结构是“不同相的(out-phase)”，其中孔被构造成彼此不重合。在本发明的一个示例实施方案中，使用“不同相的”构型来改进多孔结构和管腔内表面之间的接触表面积。在本发明的一个实施方案中，增加的接触表面积能够改进药物代谢动力学、减小由多孔结构104施加于管腔壁上的局部压力、改进栓塞倾泻保护和/或实现其他有利效应。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104被构造成与支撑元件102相同的形状和模式，但尺寸较小。
示例的制造材料
应该指出的是，在本发明的一些示例实施方案中，需要可拉伸的和/或可扩张的多孔结构104。因此，在本发明的一些实施方案中，选择a)可拉伸的和/或b)能够用于制造可拉伸的多孔结构(例如针织结构)的材料。在本发明的一些示例实施方案中，使用可生物降解的(即被身体分解)和/或生物可吸收的(即吸收到身体中)材料。另外，根据本发明的一些实施方案使用材料的混合物。在本发明的一个实施方案中，材料被选择是因为它虽然薄，但在制造、展开和/或使用期间显示了耐久性。在本发明的一个实施方案中，待使用的材料的其它考虑因素是它们的生物相容性、毒性、血液相容性和致血栓性(trombogenicity)。
用于制造多孔结构104的示例材料包括基于天然的材料(natural-basedmaterial)，例如改性纤维素和/或胶原。在本发明的一些实施方案中，使用金属纤维来构造多孔结构，多孔结构任选地由不锈钢和/或CoCr和/或CoNi合金以及其他可能的材料来构造。任选地，所使用的金属纤维被涂敷有至少一种聚合物。在本发明的一些实施方案中，多孔结构由形状记忆合金例如镍钛诺制造。任选地，将碳纤维加入到多孔结构104中，以便改进多孔结构104的强度特征。任选地，将玻璃纤维加入到多孔结构104中，以便改进多孔结构104的强度特征。任选地，将耐久的、可吸收的和/或可降解的纤维加入到多孔结构104中，以便改进纤维在制造期间的强度和耐久特征，所述纤维被降解或吸收或冲走，从而留下更薄的多孔结构104。
在本发明的一个实施方案中，一些聚合物纤维被选择用于构造多孔结构104，因为它们是弹性的、生物相容的、血液相容的；能够使其不粘附于可扩张的血管成形术型球囊导管、不粘附于内皮组织；可选择性地是生物稳定的和/或可生物降解的；表现了所需的机械强度；是可灭菌的；具有高温转化区(固体和在37℃下不发粘)；能够接受有效量的药物；和/或能够以控制速率释放包埋的药物。在本发明的一些示例实施方案中，表现了这些性能中的一些或全部的其他材料任选地被用来构造多孔结构104。任选地，在多孔结构104上设置涂层，所述涂层包括表现这些性能中的一些或全部的材料。
聚合物纤维任选地由以下材料中的任一种制成：热塑性聚合物，例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚烯烃、氧化丙烯酸类、PTFE、聚乙烯-醋酸乙烯酯、聚乙烯弹性体、PEO-PBT、PEO-PLA、PBMA、聚氨基甲酸酯、Carbosil(PTG产品)、医用等级的聚碳酸酯氨基甲酸乙酯、尼龙、PEEK-Optima、包括聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、马来酸、己糖酸(helonicacid)、衣康酸(taconic acid)和/或这些单体的组合和/或这些单体的酯中的一种或多种的羧酸部分；热塑性聚合物、热固性聚合物(thermoseticpolymer)、聚烯烃弹性体、聚酯、聚氨基甲酸酯、聚氟代聚合物(polyfluoropolymer)和/或尼龙。任选地，纤维由弹性体构成。任选地，纤维由涂层纤维构成，所述涂层纤维具有混合以获得预定的药物释放特征、涂敷在金属上和/或聚合物纤维上的药物和聚合物涂层。任选地，纤维由除了以上列举的示例材料以外的其他材料构成。任选用于该目的的示例聚合物由Boston和Polymers制成。任选地，这些聚合物因为上段说明的原因中的至少一个而被选择。任选地，涂层用于促进从多孔结构104洗脱药物。
在本发明的一些实施方案中，多孔结构由可吸收/可降解的聚合物制成，例如聚乳酸-共聚-聚乙醇酸(“PLGA”)共聚物或者任何其他可降解的共聚物组合，例如聚己内酯(“PCL”)、聚葡萄糖酸酯(polygluconate)、聚乳酸-聚氧化乙烯共聚物、聚羟基丁酸酯、聚酸酐、聚磷酸酯、聚氨基酸、聚-L-丙交酯、聚-D-丙交酯、聚乙交酯、聚α-羟基酸及其组合。
在本发明的一些实施方案中，多孔结构104包括当对其施加足够量的径向压力(例如通过血管成形术球囊)时塑性地或弹性地变形的材料。
示例的制造方法
本文所述的许多方法和定向被设计成提供表现至少一些可扩张性质的多孔结构。多孔结构104任选地被调节和构造成当它在正被治疗的管腔内被展开时拉伸。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104设置有可拉伸性，以便容易将多孔结构104放置在球囊和/或支撑元件102上。
在本发明的一个示例实施方案中，由于交织和/或卷曲和/或变形纤维(卷曲、松弛)的结构，纺织、编织和/或针织产生了所获得的多孔结构的一些或全部弹性。这可以通过将多孔结构固定到支架的材料伸长性能来实现。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构通过结合几种交织技术如在编织多孔结构上针织或者在针织多孔结构上编织来制备。在本发明的一些实施方案中，使用这些技术来结合和/或产生多层。在本发明的一些示例实施方案中，使用具有“衬垫(laid in)”纱的经纱针织多孔结构。在本发明的一些示例实施方案中，使用弹性体的或卷曲的纬纱来编织多孔结构，以获得径向弹性。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构通过结合几种技术例如在编织多孔结构上针织或者在针织多孔结构上编织来制造。在本发明的一些示例实施方案中，使用具有“衬垫”纱的纬纱针织多孔结构。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构使用弹性体的和/或卷曲的纬纱来编织以获得径向弹性。任选地，多孔结构包括定向为基本上平行于支撑元件的纵轴的至少一种纤维。
在本发明的一个示例实施方案中，将所制造的多孔结构作为覆盖物添加到支撑元件102。任选地，多孔结构104与支撑元件102单独地使用，支撑元件102任选地不用于支架植入。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104直接在支撑元件102上制造。
在本发明的一个示例实施方案中，多孔结构104通过针织领域技术人员已知用于非相似领域如制衣和纺织品的针织技术来制造。多孔结构104的针织任选地通过具有20和35根之间的针的头部(head)进行。任选地，所使用的头部具有30和45根之间的针。任选地，所使用的头部具有35和80根之间的针。头部尺寸对多孔结构的影响的一个实例可以在上述图15中见到，图15中示出了22尺寸的头部和35尺寸的头部。在图15中，针的规格为40。
在本发明的一些实施方案中，针织物的形状和/或尺寸通过控制用于针织的纤维上的张力来控制。例如，为了产生具有较大眼孔的针织物，在针织期间对纤维提供松弛。任选地，在针织期间控制纤维以便在多孔结构104被扩张时获得圆形眼孔。在本发明的一个实施方案中，在针织期间，在纤维上的预张力为约10-20克。在本发明的一些实施方案中，在针织期间，在纤维上的后张力(post-tension)为15-25克。在本发明的一个示例实施方案中，线迹长度(stitch length)在300微米和400微米之间。在本发明的一些实施方案中，针织机在相对低速下运转。例如，针织机使用具有按百分率调节的速度运转的特殊改造的Lamb Knitting Machine Corp.SystemModel WK6在10％的速度能力下运转。
在本发明的一个示例实施方案中，使用具有特定细度(fineness)或在5微米和100微米之间的细度范围的纤维或超强力纤维纱(super-fiber yarn)来制造针织多孔结构。任选地，使用具有10-20微米的细度的纱来制造针织多孔结构。任选地，纱细于5微米。纱细度在纺织品术语中常常用“Tex”表示。这是1000米纱的重量(克)。在本发明的一个示例实施方案中，使用0.3Tex到10Tex范围内的纱来制造多孔结构。在本发明的一些实施方案中，根据所需的多孔结构104特征来选择特定的纱细度。例如，在一些实施方案中，使用22规格针头部的0.5Tex纱将产生具有约12％覆盖面积的多孔结构。
使用以上部件和技术得到的示例多孔结构应该具有5-50横列数/厘米(course per cm)。任选地，制造20-45横列数/厘米。任选地，制造具有30-35横列数/厘米的多孔结构。图5示出了处于卷曲的、闭合的位置的针织多孔结构104和支撑元件102。图6A示出了处于打开位置的布置在支撑元件102的顶部上的针织多孔结构104。图6B详细地示出了示例的针织。
在本发明的另一个示例实施方案中，使用纺织技术来制造多孔结构104。狭幅针织机(narrow needle looms)以及常规狭幅织机(narrow looms)可以被构造成生产纺织管状结构。在纺织中，至少两层经纱与交叉的纬纱(fill yarn)交织。通过使纬纱交替地向后和向前穿过两层经纱，产生了管形。织物的尺寸和形状任选地通过确定经纱和/或纬纱密度、交织模式和/或频率、纱线张力和/或纱线尺寸和/或弹性来控制。用于多孔结构的织物的类型任选地是“平织物(plain)”、“席纹织物(basket)”、“斜纹织物”、“棉缎织物(sateen)”、“纱罗织物(leno)”和/或“提花织物(jacquard)”中的一种。任选地，多孔结构的所有纤维是相同的。可选择地，织物的经向纤维(warp fiber)和纬向纤维(weft fiber)不是由相同的材料构成。任选地，使用不同材料来利用不同材料的固有性能，例如，一种材料可以是弹性的，且不同材料可以具有高拉伸强度。任选地，经向纤维被涂敷和/或是药物洗脱，而纬向纤维不被涂敷和/或不是药物洗脱，或反之亦然。
在本发明的另一个示例实施方案中，编织技术用于制造多孔结构104，如在Knitting Technology，D.J.Spencer编，Woodhead Publishing Limited，Abington Hall，Abington，Cambridge，CB 16AH，England中所述的，该文献的公开内容通过引入并入本文。编织机任选地用于以各种交叉角度交织纱。在编织中，将多根纱送到交织区。交织任选地通过旋转纱线轴或者通过往复式针床来实现。编织物的尺寸和形状任选地通过纱的数目、交织模式和/或角度和/或纱尺寸和/或弹性来控制。任选地，多孔结构的所有纤维是相同的。任选地，编织物的经向纤维和纬向纤维不是由相同材料构成，例如，其中纬向纤维用于提供强度，而经向纤维用于提供编织物的可拉伸性。
在本发明的另一个示例实施方案中，多孔结构104通过静电纺纱方法制造。静电纺纱是利用通过小孔或喷嘴(通常针或吸管头(pipette tip))进料的带电荷的聚合物溶液(或熔体)的技术。由于该溶液的电荷，该溶液作为射流被吸引向接地的收集板(通常金属滤网、板或旋转心轴)，通常离开5-30cm。任选地，支撑元件102放置在用作心轴的输送导管上。在射流行进期间，溶剂逐渐蒸发，并留下带电荷聚合物纤维在接地目标物(grounded target)上积聚。纤维上的电荷最终散逸到周围环境中。所得产物是主要由具有在约40纳米和40微米之间的直径的微小纤维组成的非织造纤维多孔结构(例如毡)，取决于输入到系统的纤维的尺寸。如果允许目标物相对于喷嘴位置移动，例如通过沿着其较长的轴旋转和/或移动心轴，那么可以获得具体的纤维定向(fiber orientation)(例如平行排列或者随机排列)。在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构104以螺旋模式旋转到心轴或支撑元件102上。任选地，多孔结构104包括多个螺旋模式，通过来回移动心轴来构建，如图4所示。任选地，多孔结构104用基本上与中心轴线106平行定向的纤维来构造。任选地，多孔结构104用基本上与中心轴线106垂直定向的纤维来构造。任选地，多孔结构104用按照本文描述或建议的定向中的任一种的组合定向的纤维来构造。多孔结构的机械性能任选地通过改变纤维直径和定向来改变，取决于治疗患者的要求。例如，在本发明的一些实施方案中，使用激光来切割具体的孔径尺寸和/或确保孔从多孔结构104的外边穿过多孔结构104的内边。任选地，使用溶剂来改变孔径尺寸。
任选地，导管的部分被掩蔽，以便防止输送导管被多孔结构104意外的覆盖。任选地，在将多孔结构104放置在支撑元件102的顶部之前，支撑元件102被涂布有粘合剂和/或药剂。在本发明的一些示例实施方案中，用于制造多孔结构104的材料用药剂浸透。任选地，将药剂放入涂布多孔结构104的材料中。在本发明的一个示例实施方案中，多孔结构104包括邻近支撑元件102的至少一层内涂层，该内涂层表现了与邻近患者的血管的外涂层不同的性能。例如，内涂层被任选地构造成避免附着于输送导管和/或支撑结构。任选地，内涂层被构造成附着于支撑元件102，但不附着于输送导管。
在本发明的一些实施方案中，多孔结构104被设计成对多孔结构104在展开时扩张的缩短和伸长力不敏感。在一些实施方案中，这部分归因于多孔结构104的针织性质。该性能允许多孔结构104在其端部被固定到支撑元件102，而非其他部位，例如中部，如Greenhalgh等人的美国申请第2005/0038503号中所述的，该申请的描述通过引用并入本文。
在本发明的一些示例实施方案中，多孔结构被制造为至少部分打开的、宽直径的状态。在本发明的一些示例实施方案中，至少部分拉伸的多孔结构在制造后通过热定形、卷曲和/或折叠被减小至更小的直径。
在本发明的一个实施方案中，用机械方法减小至少部分拉伸的多孔结构的直径。任选地，图13中所示的漏斗1304用于在多孔结构的制造期间减小针织多孔结构1302的直径。针织多孔结构1302从针织区被吸引到变窄的孔，漏斗1304内。这使得最终的多孔结构直径可控地小于针床的直径。图14示出了如何使用拉伸橡皮管1402来制造多孔结构。在该方法中，多孔结构1400紧密地插入到预径向拉伸的管(pre-radially stretched tube)1402中，且然后使该管松弛，压缩多孔结构并产生更小孔径尺寸的多孔结构，多孔结构的尺寸通过橡皮管的拉伸比来控制。
参照图18，显示了多孔结构104以基本上“n”形折叠方式被折叠的实施方案，所述折叠用于减小增强的支架装置100的总直径，以便更容易插入和导引通过患者。任选地，该折叠向着同一方向。在本发明的一个实施方案中，折叠的多孔结构104至少暂时固定于支撑元件102。图11由透视图示出了交替折叠的构型。
折叠的一个另外的或者可选择的实施方案包括将包含聚合物的多孔结构104热定形到支撑结构102。在本发明的一个实施方案中，当多孔结构104包括至少一种聚合物材料时，使用热定形。在本发明的一个实施方案中，热定形条件的确定与聚合物的热转变温度相关。热定形在聚合物的T_g和T_m之间的温度范围内进行。在该范围内，聚合物变成无定形的，并且收缩到支撑元件102上，确立了不大于支撑元件102半径的总体增强的支架装置100半径。例如，在本发明的一些实施方案中，多孔结构104对于直径1mm的支撑元件102的直径增加总共小于10微米。在T_m时，该聚合物转变为粘性液体，失去其机械完整性并将粘到支撑元件102表面上。例如，聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)具有70℃的T_g和265℃的T_m，因此，在本发明的一个实施方案中，在该范围内某处的热定形温度是200℃。使用高于T_m的温度来热定形能够引起热降解，这导致聚合物链断裂、聚合物的解拉链(unzipping)和/或产生大量的改变多孔结构104的机械性能和/或释放有毒和/或非生物相容性材料的低聚物材料、引起患者的炎症反应。能够在热定形中使用的其他示例聚合物在下表1中给出(非详尽的列举)：
表1：用于热定形的示例聚合物和温度