JP7220985B2 - 加工可能で調整可能なチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマー - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１５年２月３日に出願された「バイオメディカル用途のための加工可能で調整可能なチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマー系」と題する米国特許仮出願第６２／１１１２３３号に対する優先権を主張し、その内容が、参照により本明細書に組み込まれる。さらに、本出願は、２０１５年４月８日に出願された「形状記憶ポリマー組成物およびその使用」と題する米国特許仮出願第６２／１４４８１９号に対しても優先権を主張し、その内容が、参照により本明細書に組み込まれる。

連邦政府の資金提供を受けた研究に関する記載
米国政府は、米国エネルギー省から受けた契約Ｎｏ．ＤＥ－ＡＣ５２－０７ＮＡ２７３４４、国立科学財団大学院生研究フェローシップ＃２０１１１１３６４６、国立画像生物医学・生物工学研究所助成金Ｒ０１ＥＢ０００４６２および／または国立科学財団契約Ｎｏ．ＣＨＥ－１０５７４４１にしたがって、本発明にある一定の権利を有する。

本発明の実施形態は、高分子化学の分野にある。

形状記憶材料（ＳＭＰ）は、熱、光または蒸気などの環境刺激によって誘発されたときに一時的な形状から永続的な形状に形状を変えることができる能力を特徴とする。これらの現象は、幅広い用途に利用することができる。ＳＭＰは本質的に、機械的仕事によって集合的に伸展可能であるその高度に巻かれた構成鎖に由来する形状記憶効果を示し、このエネルギーは、「形状固定」として知られる、ガラス転移温度（Ｔ_ｇ）または融解温度（Ｔ_ｍ）未満に冷却することにより、無期限に保存され得る。ポリマーのサンプルは後で臨界温度を超えて加熱されたときに機械的仕事を行い、応力のない状態に戻り、凍結した鎖が動くようにして、その巻かれた状態のエントロピーを回復することができる。熱的に刺激されたＳＭＰは、（ｉ）数百パーセントを超えるひずみにおいて回復可能な大きな変形；（ｉｉ）高分子化学の差異による転移温度の容易な調整；および（ｉｉｉ）低コストでの加工しやすさの利点を有する。

本発明の実施形態の特徴および利点は、添付の特許請求の範囲、１つまたは複数の実施例の実施態様の以下の詳細な説明および対応する図面から明らかになるであろう。適切であると考えられる場合には、対応する要素または類似の要素を示すために参照番号が図面間で繰り返される。

ある実施形態において利用される合成の方針を示す図である。異なる実施形態は、図３に一覧にしたものを含むが、これらには限定されない「Ｒ１」の任意の脂肪族ジイソシアネート、「ｘ」で表される任意のアルケン置換ジオール、「Ｒ２」の任意の脂肪族ジオール、ならびに「Ｒ３」および「Ｒ４」の任意のポリチオール架橋剤を使用する。 レーザ作動ＳＭＰマイクログリッパの概略図である。熱可塑性ＰＵと、Ｅｐｏｌｉｎ ４１２１をドープしたポリチオールとの溶液を、裂いた光ファイバ上にまず溶液流延してＳＭＰグリッパを形成した。次いで、ペレット先端のニチノールをグリッパ内に軸方向に圧着した。 ＧＰＣ分析によって決定された組成および分子量の表ならびにモノマー、およびチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマーの調製に使用したポリチオール架橋剤の構造を含む図である。 さまざまな合成条件を用いて調製したチオール－エン架橋ポリウレタン形状記憶ポリマーのゾル／ゲル分析データの表を含む図である。 さまざまなＣ＝Ｃ組成の影響を示す図である。 さまざまなＣ＝Ｃ：ＳＨ比の影響を示す図である。 さまざまなＤＭＰＡ光開始剤の影響を示す図である。 １２０℃、１ｔｏｒｒでのさまざまな後硬化時間の影響を示す図である。 ＵＶ硬化中に存在するさまざまな重量％の溶媒の影響を示す図である。 （ｘ ＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ熱可塑性ポリウレタンおよび多官能性チオール架橋剤から調製したＰＵ ＳＭＰの架橋密度に対するさまざまなチオール架橋剤官能基の影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 さまざまなジオールコモノマー（ジオール：ＴＭＰＡＥ＝０．９：０．１）およびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のガラス転移温度に対する影響を示す図である。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。（０．３ ＴＭＰＡＥ：０．７ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰの５サイクル自由ひずみ回復形状記憶特性評価結果を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＰＡＥ成分を増加させたサンプルの束縛回復を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＨＤＩならびにさまざまな比のＴＭＰＡＥおよび３－ＭＰＤ（すなわち、さまざまなＣ＝Ｃ組成）から調製したチオール－エン架橋ＰＵ ＳＭＰサンプルのひずみ－破断結果を含む。 ある実施形態の材料の利点を示す材料特性評価データを示す図である。ＴＭＰＡＥ－０．０５、ＴＭＰＡＥ－０．３およびＴＭＰＡＥ－０．７チオール－エン架橋ポリウレタンの７２時間の直接接触試験において、９３％よりも高いマウス３Ｔ３線維芽細胞の生存率が観察されたことを示す細胞毒性結果を含む。 図８（ａ）は、ガラス製型に注入後、ＵＶ硬化前の熱可塑性ＰＵ、光開始剤およびポリチオールの溶液を示すデバイス製作を示す図である。図８（ｂ）は、ボール先端の模擬塞栓デバイスおよびＵＶ硬化したマイクログリッパデバイスの圧着プロセスを示す図である。図８（ｃ）は、圧着したデバイスアセンブリの引張試験実験の実験装置を示す図である。図８（ｄ）は、７つの圧着したデバイスの引張試験実験において測定された最大応力を示す図である。 図９（ａ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、ズームアウトした図である。図９（ｂ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、ズームインした図である。図９（ｃ）は、インビトロマイクロカテーテル送達されたマイクログリッパ送達実験装置の構成を示す図であり、図９（ａ）および図９（ｂ）に示す実験装置内に展開したマイクロカテーテル送達されたデバイスのインビトロ作動の写真である。図９（ｄ）は、水中、２５℃におけるマイクログリッパデバイスの高解像度顕微鏡画像である。 図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）、図１０（Ｃ）、図１０（Ｄ）、図１０（Ｅ）、図１０（Ｆ）は、デバイスの作動を示す連続画像（アスタリスクはＳＭＰチューブの膨張部分を示す。）および放出の各段階における温度を示す図である。 図１１（Ａ）は、放出機構の移植片側を示す図である。図１１（Ｂ）は、プログラムされたＳＭＰチューブは放出機構の加熱コイルの上に配置されることを示す図である。図１１（Ｃ）は、ＳＭＰチューブの圧着後に移植片と加熱コイルとの間を最終的に接合することを示す図である。図１１（Ｄ）は、デバイスの近位端を示す図である。 チオール－エンクリック反応のある実施形態を含む図である。チオレン反応は、紫外線照射、ｅビーム照射または熱開始により開始されてもよい。

ここで図面を参照するが、同様の構造に同様の接尾辞の参照名を付けることがある。さまざまな実施形態の構造をより明確に示すために、本明細書に含まれる図面は、構造を図示したものである。さらに、図面は、例示した実施形態を理解するのに有用な構造のみを示すことがある。図面の明確さを保つために、当技術分野において既知の別の構造は含まれていないことがある。「ある実施形態」、「さまざまな実施形態」などは、そのように記載された（１つまたは複数の）実施形態が特定の特徴、構造または特性を含んでもよいことを示すが、必ずしもすべての実施形態がその特定の特徴、構造または特性を含むわけではない。いくつかの実施形態は、他の実施形態について記載された特徴のいくつか、またはすべてを有していてもよく、いずれの特徴も有していなくてもよい。「第１」、「第２」、「第３」などは共通の対象を表し、同様の対象の異なる例が参照されていることを示す。このような形容詞は、そのように記載された対象が、時間的、空間的、順位付け、またはその他の任意の方法のいずれかの所与の順序でなければならないことを意味しない。「接続されている」とは、要素が互いに物理的または電気的に直接接触していることを示してもよく、「結合されている」とは、要素が互いに協同または相互作用することを示してもよいが、これらの要素は物理的または電気的に直接接触していても、していなくてもよい。

さまざまな用途において、例えば医療デバイスおよび機械的アクチュエータとして機能するためのさまざまな熱機械特性を有する熱的に刺激されたＳＭＰは、以前に合成され特徴付けられている。これらには、レーザおよび抵抗で作動するＳＭＰ塞栓および血管内デバイスが含まれる。しかし、これらのデバイスの欠点のいくつかには、（１）勾配におけるドーパントの存在、および（２）ポリマーにおける高い架橋密度が含まれる。前者は、ポリマーの不均一な加熱をもたらし、後者は、圧着される必要のあるデバイスに必要なひずみ容量が不足したポリマーを生じる。したがって、先行技術の組成物に見られる不利な点を克服することができるＳＭＰ組成物の必要性が存在する。

（例えば、バイオメディカルデバイス用途またはバイオメディカル用途に関連しない他の用途のための）プラットフォーム形状記憶ポリマー系を含む実施形態が本明細書に記述される。そのような実施形態は、先進の加工能力および良好な生体適合性を組み合わせた、調整可能な高性能の機械的属性のブレンドを示す。ポリウレタンおよびチオール－エンの合成プロセスを組み合わせた後重合架橋合成法が用いられる。そのような材料は、実施形態の加工能力を示すマイクロアクチュエータ医療デバイスにおいて、例示目的で使用される。

実施形態は、調整可能な熱機械特性を有するポリウレタンＳＭＰを含み、先進の加工能力は、マイクロアクチュエータ医療デバイスの試作品の設計において合成され、特徴付けられ、実施された。低分子量脂肪族熱可塑性ポリウレタンＳＭＰのＴ_ｇおよび架橋密度を操作する能力は、ＵＶ触媒チオール－エン「クリック」反応を用いて後重合架橋を実現する合成法を用いて示される。本明細書において、さまざまなＣ＝Ｃ官能基化を含むＰＵが合成され、ポリチオール架橋剤および光開始剤と溶液ブレンドされ、ＵＶ照射が施され、架橋密度に対するいくつかの合成パラメータの影響が報告される。熱機械特性は、３０～１０５℃の間で調整可能なガラス転移および０．４～２０ＭＰａの間で調整可能なゴム状弾性率を含め、高度に調整可能である。そのような実施形態は、多くの配合物で、特に選択されたひずみ温度で靱性が９０ＭＪ／ｍを超える低架橋密度材料の場合に高い靱性を示す。いくつかのそのような実施形態の先進の加工能力および合成の多用性を示すために、血管内デバイスの低侵襲送達のためのレーザ作動ＳＭＰマイクログリッパデバイスが製作され、１．４３±０．３７Ｎの平均把持力を示すことが明らかになり、模擬生理的条件下のインビトロ実験装置内にうまく展開される。

より一般化された議論が以下に続く。

１．議論

人体解剖学の材料科学は、組織の弾性率と構造に大きな変化をもたらす。生物医学工学の課題を解決するための材料ベースの手段は、所望の形状に加工できる材料の能力と、さまざまな用途の要求を満たすように材料特性を調整することができる程度の両方に依存する。ＳＭＰは、加熱または光暴露などの外部刺激を受けて幾何学的変換を示す刺激応答性材料の一クラスであり、いくつかのＳＭＰベースの生物医学的インプラントデバイスが現在提案されている。^［１］ＳＭＰベースの医療デバイスでは、体内にデバイスを移植した後に幾何学的変換を引き起こす臨床医の能力によって生じる機能的有用性は性質上多次元的であり、概念化において複雑である。さまざまな用途では、良好な生体適合性に加えて、調整可能な作動温度、回復可能なひずみ、回復応力、生理的条件での弾性率および靱性を有するＳＭＰが要求されることがある。^［２］デバイスには複雑な幾何学的設計要件があることも多く、特定の製作技術を用いて加工される材料の能力はしばしば、デバイス設計における材料選択プロセスに影響を及ぼす。^［３］大気条件においてデバイス製作のための所望の形状に容易に合成および加工することができる、調整可能な熱機械特性、高靭性および良好な生体適合性を有する高性能ＳＭＰシステムは、さまざまなバイオメディカル用途にとって重要である。^{［４－６］}本明細書に記述される実施形態の焦点は、堅牢で高度に調整可能な材料特性および先進の加工能力を示す非晶質の熱作動形状記憶ポリマー系を導入すること、および移植可能な血管内デバイスのマイクロカテーテル送達を容易にするように設計されたＳＭＰベースのレーザ作動マイクログリッパの製作を通じて、医療デバイス設計のためのプラットフォームシステムとしての実施形態の実行可能性のいくつかを示すことである。もちろん、実施形態は決してバイオメディカル用途に限定されない。

多くのＳＭＰシステムの材料特性、靱性および加工性の調整可能性は、ＳＭＰにおける架橋の性質および程度に大きく依存することが示されている。^［７］ポリマー主鎖または側鎖内の化学成分は、ガラス転移および靱性を含むいくつかの材料特性に影響を及ぼす物理的架橋相互作用を示し得る。さらに、特定の化学官能基からなるポリマーを合成するために必要とされる環境条件が、ポリマー加工中にどの製作技術を使用できるかを規定することがある。高分子構造の観点から、共有結合架橋は、機械的挙動に一定の利点を与えると同時に、材料の加工能力の多くの側面を制限する。熱作動の一方向ＳＭＰの場合、ＳＭＰスイッチング温度Ｔ_{ｔｒａｎｓ}にわたって加熱または冷却されると熱転移を受けるポリマー成分は「スイッチングセグメント」と呼ばれ、架橋は、共有結合、物理的結合またはその他を問わず、「網目点」と呼ばれる。網目点は、形状回復が起こることを可能にするアンカーとして効果的に作用することによって、スイッチングセグメント鎖が、二次形状まで変形する間に互いに永続的にずれるのを防ぐ。^［８］共有結合架橋ＳＭＰシステムは、しばしば、より良い繰り返し形状記憶およびより高い回復可能なひずみパーセントを含む機械的挙動において、物理的に架橋されたＳＭＰシステムに対して利点を示す。対照的に、熱可塑性ＳＭＰは、高温および高圧で流動せず、溶媒に溶解しない熱硬化性物質に対して、加工上の大きな利点を有することが多い。^［９］３Ｄ印刷、押出成形、射出成形および溶液流延などの熱可塑性物質の加工技術は、ハイスループット加工および／または複雑な試作品の製作が望まれるときに特に有用である。^［１０］医療デバイス用途では特に、大気条件において所望の形状に加工され、続いて二次的なステップで調整可能な架橋密度に架橋され得る熱可塑性ＳＭＰは、熱硬化性ＳＭＰの有利な機械特性を依然として利用しながら、複雑な形状を生み出すための熱可塑性物質の製造技術の使用を可能にするため、現行のＳＭＰ材料に対して著しい利益をもたらし得る。^［１１］

本明細書において報告されるのは、調整可能な架橋密度およびガラス転移（Ｔ_ｇ）、高靭性および良好な生体適合性ならびに大気条件における先進の加工能力を示すように設計された非晶質脂肪族ポリウレタン（ＰＵ）ＳＭＰシステムである実施形態などの実施形態である。ＰＵの１つの利点は、カルバメート結合間の鎖間水素結合に起因する高靭性^［１２］であり、多くの脂肪族ＰＵが良好な生体適合性を示すことも明らかにされている。^［１３］ＰＵの１つの主な欠点は、イソシアネートベースのＰＵ合成が、イソシアネートの副反応を防ぐためにグローブボックスなどの水分のない環境で行われなければならないということであり、多くの市販のＰＵが、大気条件において所望の形状への加工を可能にするためにメーカーによってあらかじめ合成された熱可塑性プラスチックである。ウレタン化学により得られる高靭性と、共有結合架橋によってもたらされる機械的堅牢性を必要とし、大気条件における加工性も要求される用途の場合、大気中の合成環境において共有結合架橋ネットワークへのウレタン結合の組み込みを可能にする１つの方策は、代替の重合法を用いて二次的なステップで引き続き硬化させることができる基で官能化された内部のカルバメート結合を含む、モノマー、オリゴマーまたは熱可塑性前駆体の合成である。^{［１４，１５］}チオール－エン「クリック」化学は、大気条件で高い転化率が得られる強力な合成ツール^［１６］であり、ＢｏｗｍａｎのＮａｉｒおよび共同研究者ら、Ｓｈａｎｄａｓおよび共同研究者らは、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）を官能化して、ＵＶ照射時のチオール－エン「クリック」反応を用いて硬化可能な内部の（チオ）ウレタン結合を有するポリアルケンおよびポリチオールモノマーを与えることによって調製されるＳＭＰシステムを報告している。^［１７］Ｂｅｉｇｉらは、歯科用途の樹脂マトリックスとしてのチオール－エン－メタクリレート系におけるコモノマーとしてのアルケン官能化ＩＰＤＩの使用を調査^［１８］しており、いくつかの検討では、アルケン末端封鎖ウレタン－エステル－ウレタン三量体からのチオール－エン架橋水性ＰＵ塗料の合成も報告している。^{［１９，２０］}チオール－エンモノマーのバルク硬化に由来する柔軟なチオエーテル結合の数が多いため、このようなモノマーが内部のカルバメート結合を含むときでさえも、文献に報告されているいくつかのポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）ハイブリッドネットワークは、２５℃付近またはそれ未満のガラス転移を示し、これらの弾性材料は、特定のエンジニアリングポリマー用途での使用に適していない可能性がある。チオール－エンポリマー系において、架橋密度を増加させることによってＴ_ｇを上昇させることができるが、架橋のこの増加はしばしば靱性が低下するトレードオフを伴い、チオール－エン系において、架橋密度およびＴ_ｇの独立した制御を実現することが合成上の課題であることが多い。^［２１］非晶質の熱作動形状記憶ポリマー系では特に、Ｔ_ｇおよび架橋密度（すなわち、作動温度および回復応力）の独立した制御を実現することが、ＳＭＰシステムの潜在的な適用範囲の範囲に影響を及ぼす重要な材料設計の目標である。

バイオメディカルデバイス設計のためのプラットフォームＳＭＰシステムとしてのその説明を支持するのに十分な材料特性評価の領域において優れている用途の広いポリウレタンＳＭＰシステムを開発するために、本明細書に記載の実施形態は、図１に示す通り、熱可塑性ＰＵが、脂肪族ジイソシアネートから、Ｃ＝Ｃおよび非Ｃ＝Ｃ官能化ジオールの比を変化させて調製される合成の方針を詳述する。熱可塑性合成の後、熱可塑性プラスチックとポリチオール架橋剤および光開始剤との溶液ブレンド、ならびにその後のＵＶ照射によって架橋が実現する。この後重合架橋法は、ポリウレタンベースのＳＭＰデバイスを大気条件において製作することを可能にし、これらのＳＭＰの靱性および熱機械特性は、主として熱可塑性ＰＵ中の結合の影響を受け、その数は、架橋材料中のチオエーテル結合の数を統計的に有意に上回る。さらに、ＰＵ段階重合によるＰＵ側鎖へのＣ＝Ｃ結合の組み込みは、ポリチオールと架橋すると、ネットワークの高い均一性および狭いガラス転移幅を有するポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）ネットワークを与える、Ｃ＝Ｃ官能基のかなり均一な分布を生じ、これが、ＳＭＰベースのデバイスのための正確で迅速な形状作動を可能にする。^［２２］以前の研究は、ポリウレタンよりもチオール－エンネットワークのものと一貫性のある機械的挙動を示すことが多いモノマー官能基化前駆体からのウレタン／チオール－エンハイブリッドネットワークＳＭＰの合成を報告しているが、本検討は、ポリウレタンの機械的挙動と一貫性のある機械的挙動を示す材料を与える合成の方針を用いている。その結果、チオール－エンネットワークに関連する低いＴ_ｇおよび高い架橋密度のために生じた合成の課題を克服することができ、広範に調整可能な材料特性および先進の加工能力を有するプラットフォームＳＭＰシステムを開発することができる。

ある実施形態の加工能力を示すために、試作品のマイクロアクチュエータデバイスも合成され、本明細書において特徴付けられる。このデバイスを製作するために使用される合成プロセスの溶液ブレンド態様の１つの利点は、熱可塑性ＰＵ／ポリチオール溶液全体に非反応性の添加剤を均一に分散させる溶媒の能力である。本検討において製作されるデバイスは、マイクロカテーテルを介して血管内デバイスを送達する目的で設計される、光作動ＳＭＰマイクログリッパのための新しい設計となる。本明細書に記述される実施形態の特性を利用して、そのような実施形態は、以前、２００２年に報告されたマイクロアクチュエータデバイスを改善することができる。^［２３］図２の実施形態などの実施形態は、以前に報告された設計よりも著しく改善された容易な製作を提供する。このマイクロアクチュエータデバイスを製作することによって、ある実施形態は、（ａ）非反応性の添加剤を新しいＳＭＰシステムの実施形態とブレンドすることができる容易さ；（ｂ）マイクロスケール医療デバイスの製作を可能にするための後重合架橋の使用；および（ｃ）この新しいＳＭＰシステムの実施形態に、大気条件においてデバイス製作を施すことができる能力を示す。

２．結果

本明細書で扱われるのは、例えば、（１）優れた熱機械挙動、形状記憶挙動および引張挙動ならびに生体適合性の指標を示す材料特性評価データを報告し、（２）移植可能な血管内デバイスのマイクロカテーテル送達を容易にするレーザ活性化ＳＭＰマイクログリッパデバイスの大気条件における製作を通じて、この新しいＳＭＰシステムの実施形態の加工上の利点を示すことによる、医療デバイス用途（ただし、医療デバイス用途に限定されない。）における使用のためのプラットフォーム材料系として使用される形状記憶ポリウレタン系の実施形態である。

２．１．調整可能な架橋密度の実現

本明細書において報告されるＳＭＰシステムは、図１に示す通り、懸垂Ｃ＝Ｃ官能基を含む熱可塑性ポリウレタンが（アルケン）ジオールおよびジイソシアネートモノマーからまず合成される後重合架橋プロセスによって合成される。熱可塑性合成の後、架橋は、大気条件における熱可塑性ＰＵとポリチオール架橋剤との溶液ブレンドによって実現され、いくつかの合成パラメータを変更することによって調整可能であることが示され、その多くが後重合架橋ステップで使用できる。図５（ａ）に記載の貯蔵弾性率データに示す通り、さまざまなＴＭＰＡＥ官能基化からなる熱可塑性ウレタンと１：１当量のトリチオールＴＭＰＴＭＰとを反応させることによって、ゴム状弾性率の制御が０．５～１０．５ＭＰａの範囲にわたって達成された。図５（ｂ）に示す通り、０．９ ジオールＴＭＰＡＥ割合からなる単一の熱可塑性配合物について、この熱可塑性物質を、４．０ Ｃ＝Ｃ：１．０ ＳＨから１．０ Ｃ＝Ｃ：１．０ ＳＨの範囲のチオール均等物と架橋することにより、３．０～１０．５ＭＰａの範囲にわたってゴム状弾性率の制御が同様に示された。図５（ｃ）は、ＤＭＰＡ成分が０．１重量％から１０．０重量％まで３桁を超えて増加するときの光開始剤成分のゴム状弾性率に対するほぼ無視できる影響を示し、図５（ｄ）は、２４時間の後硬化の間に、ガラス転移および架橋密度の両方がわずかに上昇したことを示す。図５（ｅ）は、硬化中にＴＨＦ溶媒成分が４％から３００％まで増加したとき、ゴム状弾性率が１０．５ＭＰａから３．０ＭＰａまで低下したことを示している。０．１ ＴＭＰＡＥジオール成分サンプルに対するポリチオール架橋剤官能基の増加の影響を図５（ｆ）に示す。チオール官能基がｎ＝２からｎ＝６まで増加したとき、ゴム状弾性率は、０．４ＭＰａから４．１ＭＰａまでおよそ１桁増加した。

２．２．調整可能なガラス転移の実現

ガラス転移に対する合成制御を実現するために、２つの手法が報告される。第一に、図３に示す通り、低Ｃ＝Ｃジオールモノマー組成（０．１０ ＴＭＰＡＥ、０．９０ ジオール）からなる熱可塑性プラスチックのジオールコモノマー組成を変化させることによってＴ_ｇの制御を試みた。「高Ｔ_ｇおよび低Ｔ_ｇ」ジオールを選択し、このようなジオールをさまざまな比率でブレンドすることによってガラス転移を移動させる代わりに、０．１０ ＴＭＰＡＥ：０．９０ ジオール可変Ｔ_ｇ系列を配合して、ネットワークの均一性およびさらに狭いガラス転移幅を実現した。図６（ａ）および図６（ｂ）は、０．１０ ＴＭＰＡＥおよび可変０．９０ ジオールコモノマー成分を含む熱可塑性プラスチックから調製したすべてのサンプルについて、約３８～７０℃のＴ_ｇ範囲および約２．１ＭＰａのほぼ一定のゴム状弾性率を示す。ジエチレングリコール（ＤＥＧ）コモノマーについては３８℃の最低のＴ_ｇが観察され、０．１０ ＴＭＰＡＥ系列のシクロヘキサンジメタノール（ＣＨＤＭ）コモノマーについては７０℃ Ｔ_ｇの最高のＴ_ｇが観察された。Ｔ_ｇ幅は狭く、９℃～１２℃（タンデルタ半値全幅、ＦＷＨＭ）の範囲であった。この観察されたガラス転移幅の鋭さは、飽和ジオールコモノマー組成物全体を変化させることによって変化するＴ_ｇの合成の方針が、高いネットワークの均一性を実現するための効果的な経路であることを示している。ガラス転移を調整する第２の方法を提供するために、一連の熱可塑性プラスチックを、０．９ ＴＭＰＡＥならびにさまざまな比のＨＤＩおよびＤＣＨＭＤＩジイソシアネートコモノマーから調製した。図６（ｃ）および図６（ｄ）のＤＭＡデータが示すように、ＤＣＨＭＤＩ成分が０．０から１．０まで増加したとき、Ｔ_ｇは５６℃から１０５℃まで上昇し、このＳＭＰ系列のゴム状弾性率は１６．４～１７．１ＭＰａの範囲で、ほぼ一定のままであった。Ｔ_ｇ幅は１６℃～２３℃の範囲であり、最も不均一な配合物からなる０．５ ＨＤＩ：０．５ ＤＣＨＭＤＩ組成物で最大であった。

２．３．形状記憶特性評価、引張試験および生体適合性の結果

共有結合架橋ＳＭＰシステムの１つの示された利点は良好な形状記憶挙動であり、これには、繰り返し試験時の高いパーセントの回復可能なひずみ、および共有結合架橋密度を変化させることによって調整可能な回復応力が含まれる。図７（ａ）には、ＴＭＰＴＭＰで架橋された（０．３ ＴＭＰＡＥ：０．７ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰについて、５回の変形サイクルにおける回復可能なひずみ対温度を示す自由ひずみ回復データが示されており、各サイクルにおいて２５％の予ひずみを与えた。サイクル１の間、このＳＭＰは９４．５％の回復可能なひずみを示し、サイクル２～５の間、その回復可能なひずみは１００％に近づく。図７（ｂ）には、ＴＭＰＴＭＰで架橋した（ｘ ＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩ ＳＭＰの回復可能な応力対温度を示す束縛回復データを示す。これらの束縛回復データは、０．１、０．３、０．５および０．７のＴＭＰＡＥ組成、１．７、４．５、６．９および８．９ＭＰａの各ゴム状弾性率値および０．４、０．９、１．２および１．４ＭＰａの各最大回復応力値を有する２５％の予ひずみを与えた４つのサンプルのものである。増加するゴム状弾性率／黙示的な増加する架橋密度は、回復応力の増加をもたらし、架橋密度の調整は、回復応力を調整するための実験的に示された手法となる。

ＴＭＰＴＭＰで架橋された（ｘＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩサンプルについて、Ｔ＝Ｔ_{ｌｏｓｓ ｍｏｄｕｌｕｓ}－１０℃で実験を行うことによってひずみ－破断データを得た。そのデータを図７（ｃ）に示す。これらの引張試験実験は、比較可能な脂肪族ポリウレタンの最大靱性状態を代表する以前の研究で示された温度で行った。^［２４］それぞれ０．５、６．９および１０．５ＭＰａのゴム状弾性率を示した０．０５、０．５および０．９のＴＭＰＡＥ組成を、ＤＭＡにより測定される各材料の損失弾性率ピーク温度と比べて同等の温度におけるひずみ－破断試験のために選択した。引張試験機の伸長範囲で破断しなかった０．０５ ＴＭＰＡＥサンプルについては、平均靱性を＞９０．０ＭＪ／ｍ^３と計算し、０．５ ＴＭＰＡＥサンプルについては３６．３＋３．９ＭＪ／ｍ^３、０．９ ＴＭＰＡＥサンプルについては２０．９＋２．１ＭＪ／ｍ^３と計算した。靱性は架橋密度の増加とともに低下することが示された。

ＴＭＰＴＭＰで架橋された（ｘ ＴＭＰＡＥ：１－ｘ ３－ＭＰＤ）－コ－ＴＭＨＤＩサンプルに７２時間直接接触暴露した後のマウス３Ｔ３線維芽細胞の細胞生存率データを図７（ｄ）に示す。０．０５、０．３および０．７のＴＭＰＡＥ組成を有するサンプルは、９３．５＋０．７％、９３．８＋０．８％および９３．８＋１．９％の平均７２時間細胞生存率パーセントを示したが、対照は９８．８＋０．７％の細胞生存率を示した。

２．４．ＳＭＰマイクログリッパデバイスの特性評価結果

血管内デバイスのマイクロカテーテル送達中に圧着したマイクログリッパ／ボール先端のアセンブリが受ける可能性のある最大の力を見積もるために、図８（ｃ）に示すＭＴＳ引張試験システムにおいて引張試験実験を行い、デバイスの把持力を測定した。ＭＴＳシステムの浸漬チャンバーを使用して、７つのデバイスについて３７℃の水中でひずみ－破断実験を行った。図８（ｄ）は、試験した７つのデバイスそれぞれの破断値における把持力の表を示し、平均把持力は１．４３±０．３７Ｎであった。

図９（ａ）および図９（ｂ）は、インビトロマイクロカテーテル送達実験に使用したＰＤＭＳ血管モデルの実験装置を示す。グリッパを作動するために、８０８ｎｍのダイオードレーザ（Ｊｅｎｏｐｔｉｋ ＡＧ、Ｊｅｎａ、ドイツ）を使用して、光ファイバを通じてデバイスに３．１Ｗで照射した。図９（ｃ）は、マイクロカテーテル内を通る光ファイバーケーブルによるレーザ作動によってトリガされた、成功したインビトロデバイスの展開の画像を示す。インビトロ測定は、１９２ｍＬ／ｍｉｎの流量を用いて３７℃に保たれたフローループ内で行った。この実験を５回繰り返し、毎回放出に成功した。図９（ｄ）は、光学顕微鏡を用いて撮影した流れのない２５℃の水性条件下でのＳＭＰマイクログリッパのレーザ誘起作動のさらに高分解能の画像を示す。

ＳＭＰがチューブとして形成される実施形態では、放出中、加熱されたＳＭＰチューブが、半径方向に膨張し、軸方向に収縮することによってその一次形状に回復する。この形状変化は、加熱コイルとＳＭＰチューブ部品との間の干渉を取り除くことによって離脱を引き起こす。図１０のコマ撮り画像および温度応答プロファイルは、２３℃の水中でのデバイスの作動が成功したことを示す。

完全な作動が２秒以内に観察されたが、完全な放出を確実にするために、出力をさらに３秒間加えた。温度応答プロファイルの点Ｄで移植片をヒータから引き離した。取り出し時、ヒータは乱されず、完全な放出を示した。フィードバック温度がＳＭＰ Ｔｇを超えることは決してなかったが、多くの試験では最低でも５５℃のフィードバック温度が十分なデバイスの作動をもたらしたと結論付けらたことに留意されたい。フィードバック温度と、ＳＭＰが経験する温度との間には明らかな差があるが、熱電対出力は包括的な試験で標準化できるという点で依然としてユーザにとって有用なフィードバックである。

図１０（ｆ）は、すべての試験結果をまとめたものである。報告した引張強度値は、この放出機構により送達されるデバイスを開発する際の指針として役目を果たす。現行の設計の直径は、我々の試験では機能的であったが、市販のカテーテルの大部分を収容するために最終的には小型化する必要があるだろう。より小さな熱電対リード線とニクロム線を使用すると、製造技術に大きな変更を必要とせずに理想的なデバイス寸法が得られる可能性がある。

２３℃での放出の失敗は、熱電対接合部がＳＭＰチューブ内で延びすぎたときに、ヒータの遠位先端部でＳＭＰチューブが不完全に作動したためであった。この延びは、溶接接合部を通って伝わる熱量が遠位先端でＳＭＰの作動を引き起こすのに十分ではないため、放出中にわずかな干渉を残した。熱電対接合部を適切に配置する一貫した製造は、この問題に対処できる。

３．議論

本明細書において報告される実施形態は、材料工学、医用材料および医療デバイスに関する。材料工学の観点からは、高靭性、調整可能なガラス転移および架橋密度ならびに良好な形状記憶挙動を示し、大気条件において重合後架橋能を持つ新しいＳＭＰシステムを開発する目的は成功であった。熱機械特性評価実験は、ジオールおよびジイソシアネートモノマー組成をそれぞれ変化させることによって、３８～７０℃および５６～１０５℃の範囲にわたって調整可能な作動温度（ガラス転移）を示した（図６（ａ）、図６（ｂ）、図６（ｃ）、図６（ｄ））。可変ジオールコモノマー系列について、ゴム状弾性率は、いくつかの合成因子を変化させることによって約０．４～１０．４ＭＰａの程度の範囲にわたって調整可能であることが示され、この新たに報告されるＳＭＰシステムの実施形態において架橋密度を操作できる能力は、束縛回復形状記憶特性評価実験を利用して、回復応力を調整するための成功した手法であることが示された。図２（ｂ）、図２（ｄ）および図２（ｆ）のＤＭＡデータは、単一の熱可塑性配合物について、Ｃ＝Ｃ対ＳＨ比の合成条件、硬化時間の溶媒成分およびポリチオール添加剤官能基それぞれを変化させることによって、ゴム状弾性率をおよそ１桁の範囲にわたって調整することができることを示す。単一の熱可塑性配合物の架橋時にさまざまな材料特性を実現できる能力は、医療デバイス製作のプロセスに材料工学レベルで合成の柔軟性をもたらすので、この用途の広いポリウレタンＳＭＰシステムの合成上の利点である。しかし、図５（ｅ）に熱機械的データが示されている材料の場合、反応物の溶媒希釈が反応種の転化率を低下させ、最終的な架橋材料中に未反応のチオールを効果的に残存させることから、硬化時間に溶媒組成を変化させることによって架橋密度を制御できる能力が生じ得ることに留意されたい。ある実施形態は、機械特性を調整する手段として溶媒希釈を利用する。

医用材料開発の観点から、図７（ｄ）に示す細胞生存率データは、報告されるＳＭＰシステムにおける複数の配合物の生体適合性の証拠を提供する。マウス３Ｔ３線維芽細胞の生存率試験を行った３つの配合物は、１：１ ＳＨ対Ｃ＝Ｃ比を用いて架橋されたポリマー繰り返し単位あたり０．０５、０．３０および０．７０ Ｃ＝Ｃ単位の範囲にわたって組成が変化するポリマー配合物からなる。図５（ａ）のＤＭＡデータが示す通り、これら３つの配合物は、０．４～８．９ＭＰａのゴム状弾性率の変動をなし、架橋密度におけるこの変動を実現するために利用される各化学配合物は、マウス３Ｔ３線維芽細胞を用いた直接接触試験における９０％よりも高い細胞生存率を示すことが明らかである。これらの知見は、３つのＳＭＰ配合物が、７２時間の暴露の間、哺乳類細胞のこの株に対して非細胞毒性であることを示し、したがって、このクラスのＳＭＰが、体内の移植用に設計される医療デバイスの製作において使用するための材料系になり得るという証拠を提供する。

文献に報告されているレーザ作動ＳＭＰデバイスのより広い範囲内で本明細書において報告されるＳＭＰベースのレーザ作動マイクログリッパデバイスの重要性に関して、ＳＭＰステント、機械的血栓切除デバイス、ディフューザおよび塞栓発泡体を含むいくつかのレーザ活性化ＳＭＰベースの医療デバイスの試作品が報告されている。本検討において報告されるマイクログリッパデバイスの試作品は、動脈瘤を治療するために、塞栓コイルの低侵襲送達および放出を容易にするよう設計されており、２００２年にＭａｉｔｌａｎｄおよび共同研究者らによって報告されたＳＭＰマイクログリッパの後にモデル化されている。新しいマイクログリッパを開発する１つの動機は、動脈瘤閉塞デバイスの送達に改善されたより効率的な経路を提供することである。動脈瘤の塞栓治療の臨床標準であるＧｕｇｌｉｅｌｍｉ離脱型コイル（ＧＤＣ）は、送達ケーブルから金属コイルを離脱するために電気分解によって切断可能なポリマー架橋を利用する。単一のＧＤＣコイルの離脱プロセスは、動脈瘤を閉塞させるために１～５分以上がかかり、最大２０個のコイルが必要になることがある。長時間の治療時間は、電離放射線への暴露の増加を含め、患者のいくつかの危険因子を増大させる可能性がある。Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のＳＭＰマイクログリッパおよび本検討において報告されるＳＭＰマイクログリッパはいずれも、１０秒以下の放出時間を示し、したがって、ＧＤＣコイルの放出時間と比べて利点がある。

Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のマイクログリッパと比較して、本検討におけるデバイスは、製作の容易さを含むいくつかの利点を有する。２００２年のデバイスは、フッ化水素酸を用いて光ファイバからクラッドをエッチングして除き、エッチングした光ファイバをエポキシ樹脂中でディップコーティングし、エポキシをビードブラスト処理して拡散表面を形成し、エポキシ上にＳＭＰチューブを取り付けることが必要であった。これらのステップは、ＳＭＰチューブへの光の結合効率を高めるために必要であった。対照的に、本検討におけるマイクログリッパは、製作のためにより少ない容易なステップを必要とする。ポリマーをＳＭＰ先端部の上に直接流延することにより、レーザ放射がグリッパに直接結合され、光をＳＭＰ内に導くための別の技術は必要とされない。２００２年のデバイスのものと同様に、ポリマーの屈折率が水の屈折率よりも高いため、光は、ＳＭＰを通ってニチノールボールが圧着された遠位先端部に導かれる。流れ条件の下で各マイクログリッパ内のＳＭＰのレーザ誘起加熱および作動を可能にするために、ＳＭＰにレーザ吸収色素をドープした。本明細書において報告されるさまざまな実施形態では、架橋前の熱可塑性前駆体および架橋添加剤との溶液ブレンドによって光吸収色素の組み込みが実現する。本明細書に報告された方法での溶液ブレンドは、光吸収色素粒子などの機能性添加剤の均質な分布をもたらし、均質な分布は、レーザ照射の際にデバイスの体積全体にわたって均質な加熱を可能にする。ネットワークマトリックス内への溶媒膨潤または熱可塑性溶融ブレンドなどの他の機能性添加剤ブレンド技術は、それほど均一でない添加剤分散をもたらす。Ｍａｉｔｌａｎｄの２００２年のデバイスおよび本検討のマイクログリッパデバイスはいずれも、溶液ブレンドを利用して熱可塑性ポリマー鎖全体に光吸収色素粒子を分散させるが、本検討におけるデバイスは、色素のブレンド後に別の後重合架橋ステップが施される。共有結合架橋は、ポリマーマトリックス内に分散した添加剤の位置を固定し、熱可塑性ポリマーの可動性に関連する分散した粒子の再配置を減少させる。材料性能の観点から、共有結合架橋はしばしば、物理的架橋よりも完全性が高い形状記憶挙動を可能にするが、その理由は、共有結合架橋部位が、物理的架橋よりも永続的な網目点となるからである。本検討におけるデバイスは、２００２年のデバイスよりも、プログラムされた形状で長時間の保管時間にわたってより良い形状固定性および形状回復を示す。使用前に数カ月間または数年間保管される可能性のある「既製の」医療デバイスを製作するために使用されるＳＭＰ材料では、長期間にわたって形状記憶挙動の完全性を維持することが重要な材料設計基準である。

４．結論

本明細書で扱われる実施形態は、生体医学工学および他の用途のための材料系としてポリマー系の実施形態を一緒に描写する形状記憶ポリマーおよびチオール－エンポリマー研究の分野における注目すべき進展を示す。報告されている他の形状記憶ポリマー系と比較して、本明細書において報告されるチオール－エン架橋ポリウレタンＳＭＰシステムの実施形態は、高靭性、調整可能で狭いガラス転移、調整可能な形状記憶挙動および大気条件における加工に対する適合性を含む材料属性の唯一のブレンドを提供する。以前報告されたいくつかのチオール－エンポリマーと比較して、このポリウレタン／ポリ（チオエーテル）ハイブリッドは、より高いガラス転移およびより低い架橋密度を示し、これは、熱可塑性ウレタン／ポリチオールブレンドを大気条件において所望の形状に加工することも可能にする後重合架橋合成法を用いて実現される。良好な生体適合性は、予備的な細胞生存率の検討においても観察され、一緒に、これらの機械的属性、材料の加工能力および生体適合性の結果は、本明細書で扱われるポリマー系の実施形態が、医療デバイス用途ならびに他の用途のためのプラットフォームＳＭＰシステムとして役立ち得ることを支持する。医療デバイスにおいて実施形態を実施する実現可能性が、脳動脈瘤の治療に使用される塞栓コイルマイクログリッパ放出システムの製作を介して示され、このマイクログリッパデバイスの容易なデバイス製作プロセスは、この材料系が、他の医療デバイスの製作に適している可能性があることを示す。

５．実験の部

５．１．材料

本検討においてチオール－エン架橋ＰＵ ＳＭＰシステムの架橋密度を調整するモノマーベースの合成法を提供するために、アルケンジオールトリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ、＞９８％）および末端封鎖剤アリルアルコール（ＡＡ、＞９９％）をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。脂肪族ジオールコモノマー、ジエチレングリコール（ＤＥＧ、＞９９％）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ、＞９９％）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ、＞９９％）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ、＞９９％）、２，２’－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ、＞９９％）および１，４－シクロヘキサンジメタノールを変化させることによってガラス転移を調整するために、シスおよびトランスの混合物（ＣＨＤＭ、＞９９％）をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから購入した。ジイソシアネートモノマー組成を変化させることによってガラス転移を調整するために、ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ、＞９８％）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ、＞９７％）およびジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ、＞９０％）をＴＣＩ Ａｍｅｒｉｃａから購入した。ポリウレタン重合中に水を吸収するために、４ÅモレキュラーシーブをＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入し、重合混合物に加えた。ウレタン重合中に水が存在するとき、ウレタン生成が尿素生成よりも有利であることが示されている触媒ジルコニウム（ＩＶ）アセチルアセトネート（Ｚｒ Ｃａｔ、＞９９％）をＡｌｆａ Ａｅｓａｒから購入し、熱可塑性ポリウレタン合成において使用した。無水テトラヒドロフラン（ＴＨＦ、＞９９．９８％）をＥＭＤ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓから購入し、重合およびブレンド溶媒として使用した。ポリチオール架橋剤エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ、＞９７％）およびジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ、＞９７％）をＷａｋｏ Ｃｈｅｍｉｃａｌｓから購入し、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ、＞９５％）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ、＞９５％）およびペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ、＞９５％）ならびに光開始剤２，２’－ジメトキシ－２－フェニルアセトフェノン（ＤＭＰＡ）をＳｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。すべてのモノマー、溶媒、添加剤、触媒および架橋剤を特定の販売業者から購入し、さらに精製することなく受け入れた状態で使用した。マイクログリッパデバイスの製作のために、Ｅｐｏｌｉｇｈｔ（商標）４１２１白金色素をＥｐｏｌｉｎ， Ｉｎｃ．から購入し、２００／２２０／２４０μｍのコア／クラッド／バッファの光ファイバをＰｏｌｙｍｉｃｒｏ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓから購入した（ＦＶＰ２００２２０２４０）。

５．２．熱可塑性ポリウレタンの合成、精製および溶媒除去

本検討において合成されたすべての熱可塑性ポリウレタンの配合物を図３に示す。各熱可塑性ポリウレタン配合物を、あらかじめ火炎乾燥した２４０ｍＬのガラスジャー内の無水ＴＨＦ中の０．４０ｇ／ｍＬ溶液中の１００ｇ規模の重合バッチにおいて、同様にあらかじめ火炎乾燥した約８０ｍＬの４Åモレキュラーシーブの存在下で合成した。すべてのモノマー、溶媒および触媒をＬａｂＣｏｎｃｏグローブボックス内で乾燥空気下、混合した。１．０２：１．００のＮＣＯ：ＯＨ比を用いて、すべてのジイソシアネートおよびヒドロキシル出発材料をグローブボックス内のモレキュラーシーブを入れたガラスジャーに加え、その後、無水ＴＨＦおよびＺｒ触媒（全体で０．０１０重量％のＺｒ Ｃａｔ）を加えた。ＬａｂＣｏｎｃｏ ＲａｐｉｄＶａｐ装置を１５０ＲＰＭのボルテックス設定で８０℃で２４時間使用して、密封したジャー内で重合を行った。ＲａｐｉｄＶａｐを使用してモノマー溶液を加熱および混合した。２４時間後、粘性ポリマー溶液を別のＴＨＦで希釈して濃度０．１０ｇ／ｍＬとし、高さ１５ｃｍ、直径１０ｃｍのフラッシュクロマトグラフィーシリカカラムを使用して濾過し、モレキュラーシーブの粒子、残留モノマーおよび触媒を除去した。濾過後、溶媒除去のために、精製して希釈したポリマー溶液を３０ｃｍ×２２ｃｍの長方形のポリプロピレン（ＰＰ）皿にデカントした。溶液が入ったＰＰ皿を真空オーブン内で周囲圧力で家庭用空気パージを用いて５０℃まで２４時間加熱し、その後、オーブン温度をさらに２４時間、８０℃まで上昇させた。次いで、真空オーブンを８０℃で１ｔｏｒｒの圧力まで７２時間減圧し、その後、厚さ約０．５ｍｍのニートの非晶質の熱可塑性ポリウレタンフィルムをＰＰ皿から取り出し、将来使用するまで乾燥下で保管した。

５．３．ゲル浸透クロマトグラフィーによる熱可塑性物質の分子量の特性評価

すべての熱可塑性ポリウレタン配合物の分子量を測定するために、Ｗａｔｅｒｓ Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ， Ｉｎｃ．、インライン脱気装置を備えた１５１５アイソクラティックＨＰＬＣポンプ、モデルＰＤ２０２０デュアルアングル（１５°および９０°）光散乱検出器、モデル２４１４示差屈折計（Ｗａｔｅｒｓ， Ｉｎｃ．）および直列に接続した４本のＰＬｇｅｌポリスチレン－コ－ジビニルベンゼンゲルカラム（Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ， Ｉｎｃ．）：５μｍ Ｇｕａｒｄ（５０×７．５ｍｍ）、５μｍ ＭｉｘｅｄＣ（３００×７．５ｍｍ）、５μｍ １０４（３００×７．５ｍｍ）および５μｍ ５００Å（３００×７．５ｍｍ）で、Ｂｒｅｅｚｅ（バージョン３．３０、Ｗａｔｅｒｓ， Ｉｎｃ．）ソフトウェアを使用して、ゲル浸透クロマトグラフィー（ＧＰＣ）実験を実施した。装置は、溶離液としてＴＨＦを用いて３５℃で操作した（流量は１．０ｍＬ／ｍｉｎに設定）。データ収集はＰｒｅｃｉｓｉｏｎ Ａｃｑｕｉｒｅ ３２ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎプログラム（Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ， Ｉｎｃ．）を用いて実施し、分析はＤｉｓｃｏｖｅｒｙ３２ソフトウェア（Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ， Ｉｎｃ．）を使用して行った。一連の広範な多分散性ポリ（スチレン）標準の保持時間の関数として分子量をプロットして作成したシステムの検量線を使用して分子量値を求めた。

５．４．ポリチオールおよび光開始剤溶液ブレンド、フィルムキャスティングならびにサンプル硬化

ＵＶ硬化を施す熱可塑性ポリウレタン、ポリチオールおよび光開始剤（ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｉｏｒ）のブレンドした混合物を調製するために、約５ｇの各熱可塑性ＰＵ配合物を４０ｍＬのこはく色のガラスバイアル内のＴＨＦ溶液に溶解して、濃度約０．１３ｇ／ｍＬの溶液を得た。次いで、ポリチオール架橋剤および光開始剤を指定量で各溶液に加えた。他に記載されていない限り、１：１のＣ＝Ｃ対ＳＨの化学量論比、３．０重量％のＤＭＰＡ光開始剤添加組成物、２４時間の後硬化時間、硬化時の４重量％未満のＴＨＦ溶媒およびＴＭＰＴＭＰポリチオールの選択を用いた。混合物を１０ｃｍ×５ｃｍ×５ｃｍのＰＰ容器に流し込んだ後、ＴＨＦの蒸発時間を変化させて指定のＴＨＦ組成を得た可変ＴＨＦ系列を除くすべての系列について、ＰＰ容器を５０℃、周囲圧力の真空オーブン内に置き、家庭用空気パージを用いてＴＨＦを２４時間蒸発させた。ブレンドした溶液をＰＰ容器に流し込む前後およびＴＨＦ蒸発後に再びＰＰ容器の質量を測ることによって硬化時間のＴＨＦのパーセントを求めた。ＵＶＰ ＣＬ－１０００Ｌ架橋チャンバー内で３６５ｎｍのＵＶ光を４５分間用いて、すべてのチオール－エンブレンドに照射し、ＵＶ硬化後、すべてのサンプルを１２０℃、１ｔｏｒｒで２４時間後硬化させた。ただし、後硬化時間を指定の通り変化させたさまざまな後硬化時間の系列のサンプルを除く。さまざまなＣ＝Ｃ対ＳＨ化学量論比の系列については、４．０：１．０、２．０：１．０、１．５：１．０および１．０：１．０のＣ＝Ｃ対ＳＨ比を用いた。さまざまな光開始剤成分の系列については、０．１、０．５、１．０、３．０および１０．０重量％のＤＭＰＡ組成を用いた。さまざまな後硬化時間の系列については、０分、１０分、１．５時間、６時間および２４時間の後硬化時間を用いた。硬化系列のさまざまなＴＨＦについては、硬化時に３００、１００、５０、２５および＜４重量％のＴＨＦ組成を用いた。さまざまなポリチオール官能基の系列については、ＥＧＢＭＰ、ＴＭＰＴＭＰ、ＰＥＴＭＰおよびＤＰＨＭＰを用いた（それぞれ、ｆ＝２、３、４および６）。さまざまなジオールコモノマーおよびさまざまなジイソシアネートコモノマーの比のＴ_ｇ変更系列については、３ＴＩおよびＰＥＴＭＰポリチオール架橋剤をそれぞれ用いた。後硬化後、すべての架橋したフィルムを将来使用するまで乾燥下で保管した。

５．５．材料の特性評価法

ＵＶ硬化および後硬化後に各ネットワークに取り込まれた熱可塑性ＰＵ鎖およびポリチオール架橋添加剤のパーセントを求めるために、選択した配合物についてゾル／ゲル分析実験を行った。各配合物について、乾燥した～５０ｍｇのサンプルを三つ組にして２０ｍＬのガラスバイアルに入れ、その後、約１５０：１の溶媒対ポリマー質量比でＴＨＦを加えた。バイアルにキャップをし、ＬａｂＣｏｎｃｏ ＲａｐｉｄＶａｐ装置を使用して、５０ＲＰＭ、５０℃で４８時間ボルテックスした。４８時間後、溶媒膨潤したポリマーサンプルをＴＨＦ／ゾル画分溶液から取り出し、新しい２０ｍＬガラスバイアルに入れ、８０℃、１ｔｏｒｒでさらに４８時間乾燥し、次いで再びまとめて十分な質量データを得、照射した各サンプルのゲル画分を測定した。

ゴム状弾性率およびガラス転移を含む各サンプルの重要な熱機械的データを求めるために、本検討において合成したすべての架橋サンプルについて動的機械分析（ＤＭＡ）実験を実施した。長方形の２５．０×４．０×０．４ｍｍの試験片を、出力設定１５、速度設定１２およびパス多重度ｎ＝２を用いた、Ｇｒａｖｏｇｒａｐｈ ＬＳ １００ ４０ Ｗ ＣＯ_２レーザ加工システムを用いて機械加工した。ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑ８００動的機械分析装置をＤＭＡ Ｍｕｌｔｉｆｒｅｑｕｅｎｃｙ／Ｓｔｒａｉｎモードで使用し、加熱速度２℃／ｍｉｎ、予負荷力０．０１Ｎ、ひずみ０．１％および針圧１５０％を用いて－２０℃から１４０℃まで１Ｈｚで張力をかけてＤＭＡ実験を行った。ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑシリーズソフトウェアを使用してＤＭＡの結果を記録し、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓソフトウェアを使用して分析した。

選択したサンプルの回復可能なひずみおよび回復応力を測定するために、上の段落のＤＭＡサンプルの調製に使用したものと同じレーザ加工パラメータを用いて調製したレーザ加工の２５．０×４．０×０．４ｍｍの長方形の試験片について、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑ８００ ＤＭＡを使用して、形状記憶特性評価実験を実施した。ＤＭＡのひずみ率モードでは、長方形の試験片をＴ_ｇ＋２５℃（ガラス転移は、先のＤＭＡの結果から、タンデルタのピークによって求めた。）まで加熱し、３０分間平衡させ、次いで２５、５０または１００％変形するまでひずませた。次いで、ひずんだサンプルを０℃まで冷却し、さらに３０分間平衡させた。材料の回復応力を測定するために用いた束縛回復実験については、ＤＭＡ装置の駆動力を保持し、サンプルを２℃／ｍｉｎで１２０℃まで加熱した。ＳＭＰの回復可能なひずみパーセントを測定するために用いた自由ひずみ回復実験については、０℃で平衡させた後に駆動力をゼロに設定し、サンプルを２℃／ｍｉｎで１２０℃まで再加熱し、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｑシリーズソフトウェアを使用して回復可能な変形の量を記録し、ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ａｎａｌｙｓｉｓソフトウェアを使用して分析した。

選択した架橋されたサンプルの極限引張特性および靱性を求めるために、多温度ひずみ－破断実験を行った。ＡＳＴＭタイプＶのドッグボーンサンプルを、出力設定１５、速度設定１２およびパス多重度ｎ＝２を用いた、Ｇｒａｖｏｇｒａｐｈ ＬＳ １００ ４０ Ｗ ＣＯ２レーザ加工装置を用いて機械加工した。すべてのレーザ加工サンプルについて、４００、次いで８００、次いで１２００グリットのサンドペーパーを使用して縁を磨いた。５００Ｎロードセル、１ｋＮ高温空気圧式グリップ、および強制対流加熱を利用した温度チャンバーを備えたＩｎｓｔｒｏｎ Ｍｏｄｅｌ５９６５電気機械式スクリュー駆動試験フレームを使用して、選択したサンプル（ｎ＞５）について、ひずみ－破断実験を行った。６０ ｍｍの視野レンズを備えたＩｎｓｔｒｏｎ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｖｉｄｅｏ Ｅｘｔｅｎｓｏｍｅｔｅｒを使用して、ゲージ長さの両端に施された平行線を追跡することにより、サンプルの変形を光学的に測定した。サンプルを、先の実験で観察されたこのポリウレタン系の高靭性の熱的状態に相当するＴ＝Ｔ_{ｌｏｓｓ ｍｏｄｕｌｕｓ ｐｅａｋ}－１０℃まで加熱した（損失弾性率ピーク温度は、先に得られたＤＭＡデータから求めた）。サンプルをゼロ負荷で加熱した。これは、熱平衡中に下部のグリップを締め付けずに保つことによって実現した。温度を目標温度で３０分間保持して熱平衡させ、その後、下部のグリップを締め付け、次いで、１０ｍｍ／ｍｉｎの変形速度で実験を開始した。Ｉｎｓｔｒｏｎ Ｂｌｕｅｈｉｌｌ ３ソフトウェアを使用してデータを記録した。

選択した架橋サンプルの細胞生存率パーセントを求めるために、細胞毒性試験の対象となるであろう各サンプルの４つの９．０×４．０×０．４ｍｍ試験片を、Ｇｒａｖｏｇｒａｐｈ ＬＳ １００ ４０ Ｗ ＣＯ_２レーザ加工システムを使用し、先の段落で指定したレーザ切断パラメータを用いてレーザ切断した。レーザ加工後、すべての試験片を石けんと水で洗浄し、イソプロパノールですすぎ、次いで、８０℃の真空オーブン内で２４時間乾燥させた後、ＥｔＯ滅菌を行った。細胞培養プロトコルについては、マウス３Ｔ３線維芽細胞を、１０％ウシ胎児血清および１％ペニシリン／ストレプトマイシンを含むＤＭＥＭ中、３７℃および５％ ＣＯ_２で培養した。ポリマーサンプルを滅菌鉗子を用いて１２ウェルプレートに入れ、５００μＬの培地で覆った。細胞をトリプシン処理し、遠心分離し、５００μＬの培地に再懸濁させ、その後、１２ウェルプレートの各ウェルに約６６，０００細胞／ｃｍの密度で置いた。２４時間および７２時間の時点で、培地をウェルから吸引し、約５００μＬのＣａｌｃｅｉｎ ＡＭ染色液を各ウェルに加えた後、３７℃および５％ ＣＯ_２で６０分間インキュベートした。Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭは細胞透過性色素であり、生細胞の細胞質に見られるエステラーゼによって触媒される加水分解時に緑色の蛍光を発する。死んだ細胞は、この反応を触媒する実行可能なエステラーゼを含まず、緑色の蛍光を発しない。インキュベーションの間、ＰＢＳで希釈することによって５μＭ ビスベンズイミド（ＢＢＩ、Ｈｏｅｃｈｓｔ ３３２５８）染色液を調製した。画像化前に、細胞をＰＢＳで１回洗浄し、約５００μＬのＢＢＩ溶液を各ウェルに加え、その後、光暴露を制限するために画像化されていないときはウェルをアルミ箔で覆った。ＢＢＩを核染色剤として使用し、これにより、Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭで染色されなかった細胞の可視化を可能にした。このようにして、生細胞を緑色の蛍光を発するものとして計数し、死んだ細胞を、Ｃａｌｃｅｉｎ ＡＭ（緑色）を含まない核のＢＢＩ染色（青色）を示すものとして計数した。各ポリマー配合物の３～４回の繰り返しを画像化し、ＩＳＯ １０９９３ 第５部にしたがって分析した。広視野蛍光画像を各ウェルについて１０倍の倍率で撮影し、ＩｍａｇｅＪコンピュータソフトウェアおよびその「Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｅｒ」プラグインを使用して画像を分析した。

５．６．マイクログリッパデバイスの製作

円筒形のマイクログリッパ

マイクログリッパを調製するために、１ｇのＰＵを２ｇのＴＨＦに溶解した。加えたＴＨＦの一部にＥｐｏｌｉｎをドープした。加えられるドープされたＴＨＦの量を、マイクログリッパ中で０．１５％のＥｐｏｌｉｎの所望の重量％が得られるように調整した。次いで、ＤＭＰＡおよび３ＴＩを、溶解したＰＵ溶液に加えた。図８（ａ）に示す通り、Ｒａｉｎ－Ｘ被覆シリカキャピラリーチューブ（ＩＤ ７００ｕｍ、Ｐｏｌｙｍｉｃｒｏ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、Ｐｈｏｅｎｉｘ、ＡＺ）および光ファイバをグリッパの中心に置くために使用されるテフロン（登録商標）スペーサーからなる型を、我々の所望の形状を得るために製作した。裂いた光ファイバ先端部を準備し（ＦＶＰ２００２２０２４０、Ｐｏｌｙｍｉｃｒｏ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ、Ｐｈｏｅｎｉｘ、ＡＺ）、型に挿入し、溶解したＳＭＰを型の遠位端に注入し、チューブを満たし、気泡をすべて追い出した。次いで、マイクログリッパを２０分間ＵＶ架橋させ、真空下、１２０℃で一晩後硬化させた。このステップでは、溶媒を蒸発によりポリマーから除去し、ＳＭＰを初期の７００ｕｍのＯＤから我々の所望の約４５０ｕｍのＯＤに収縮させた。後硬化後、型を取り外し、マイクログリッパに、気泡、不適切な繊維の配置、またはグリッパ内の微粒子などの欠陥がないか検査した。

マイクログリッパ／ボール先端のアセンブリの圧着プロセスを図８（ｂ）に示す。コイルをマイクログリッパ内に装填するために、グリッパを、グリッパのＯＤよりわずかに大きいＩＤを有する毛細管内に配置した。次いで、グリッパをそのＴ_ｇを超えて加熱し、ワイヤコイルのボール先端部をＳＭＰの遠位端に軸方向に押し込んだ。次いで、すべての構成要素を室温まで冷却し、ＳＭＰを変形した形状に固定し、ボール先端のコイルを固定した。

抵抗性ヒータデバイスの製作

このデバイスは、ヒータおよび移植片の２つの別個の部品で構成されている。ヒータは、Ｔ型熱電対接合部の周りに巻かれたニクロム線コイルが先端に付いている。移植片は、ニチノールワイヤ「模擬デバイス」にエポキシ樹脂で接着されているプログラムされたＳＭＰチューブから構成される。図１１は、放出機構の各構成部品の構造を示す。

デバイスのヒータ部は、３本の直径１２５μｍの絶縁された銅リード線と１本の１２５μｍの絶縁されたコンスタンタンリード線を、長さ１５５ｃｍ、ＩＤ ３０５μｍ、ＯＤ ４５５μｍのＡｃｔｏｎｅケーブルチューブ（Ａｓａｈｉ Ｉｎｔｅｃｃ、日本）に通すことによって製作した。デバイスの遠位端に、絶縁された直径１００μｍのニクロム線ダブレットを、１本の銅およびコンスタンタンリード線の周りに巻き付け、次いで、ｉＷｅｌｄレーザ溶接機（Ｌａｓｅｒｓｔａｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｏｒｌａｎｄｏ、Ｆｌｏｒｉｄａ）を使用して、遠位先端部で一緒にレーザ溶接し、Ｔ型熱電対接合部を形成した。残りのリード線を溶接し、熱収縮チューブで補強し、熱電対コネクタを取り付けて別個の熱電対および加熱回路を形成した。

管状のマイクログリッパデバイスの製作

ＳＭＰチューブを、独自の後重合架橋性ポリウレタン化学から製作した。熱可塑性ポリマー溶液をＯＤ ７４０μｍのＴｅｆｌｏｎ被覆ステンレス鋼製マンドレル（Ｍｃｍａｓｔｅｒ Ｃａｒｒ）上にディップコーティングし、続いて、架橋および後硬化させて、外径８９０μｍのＳＭＰチューブを得た。Ｑ２００ ＤＳＣ（ＴＡ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、Ｎｅｗ Ｃａｓｔｌｅ、Ｄｅｌａｗａｒｅ）を使用して、６３℃のガラス転移温度を求めた。

二次ＳＭＰチューブの形状は、チューブをその転移温度を超えて加熱し、３５０μｍの鋼製マンドレル上に伸ばし、室温まで冷却する間、それらを拘束することによってプログラムした。これにより、元のチューブよりも細長く、直径が小さいプログラムされた形状が得られた。移植可能なデバイスの骨格である直径６５μｍのニチノールワイヤを熱処理してヘアピンループにし、ＵＶ硬化性エポキシを用いてＳＭＰチューブ部分の内側に取り付けた。

放出機構を完成させるために、エポキシ接着剤から突き出ているＳＭＰチューブの部分を、７５℃に設定したＭａｃｈｉｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ（Ｆｌａｇｓｔａｆｆ、Ａｒｉｚｏｎａ）ＳＣ１５０加熱圧着ヘッドを用いて、巻かれたニクロムコイル上に圧着した。クリンパを室温まで徐冷した後、完成したデバイスを取り外した。

管状のマイクログリッパデバイスの特性評価

放出デバイスの試作品を２３℃の水中で作動させて検証した。Ａｇｉｌｅｎｔ Ｕ３６０６Ａ電源をデバイスを加熱する定電流源として使用した。３００ｍＡ～３５０ｍＡの範囲の電流を通し、平均電力４ワットを供給して、展開に十分な加熱を行った。熱電対にＮＩ９２１１ ＤＡＱモジュールおよびＬａｂＶｉｅｗ（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、Ａｕｓｔｉｎ、Ｔｅｘａｓ）を取り付けることにより温度を監視した。

室温の水で検証した後、放出デバイスを３７℃のインビトロフローループ内で試験した。デバイスを、ＩＤ ５００μｍのＴｅｆｌｏｎチューブ模擬マイクロカテーテルを通じてシステムに導入した。デバイスを、２２６ｍｌ／ｍｉｎの我々の流量システムに動的に調整された模擬総頸動脈ピーク流量下で展開した。

放出機構の引張強度は、５０Ｎのロードセル、空気圧式グリップおよび温度チャンバーを備えたＩｎｓｔｒｏｎ ５９６５フレームを使用して測定した。各デバイスを３７℃で１５分間平衡させ、続いて、デバイスが破断するまで１ｍｍ／ｍｉｎで負荷をかけた。デバイスの引張強度をピーク負荷力と定義した。

５．７．円筒形のマイクログリッパデバイスの特性評価

血管内デバイスのマイクロカテーテル送達中における圧着したマイクログリッパ／ボール先端のアセンブリの把持強度能力に関する指標データを得るために、圧着したアセンブリの最大把持力を引張試験実験を用いて求めた。図８（ｃ）に示す通り、これらの実験は、ＭＴＳ引張試験システムを用いて設定および実施した。ＭＴＳシステムの浸漬チャンバーを使用して、ひずみ－破断実験を、３７℃の水中で７つの圧着した７つのデバイスで実施した。さらに、デバイス展開の成功の概念実証を行うために、インビトロでの測定を、図６（ａ）および図６（ｂ）に示す実験装置を用いて、３７℃に保たれたフローループ内で１９０ｍＬ／ｍｉｎの流量を用いて行った。この流量はインビボで見られる流量と同等である。グリッパを作動させるために、８０８ｎｍのダイオードレーザ（Ｊｅｎｏｐｔｉｋ ＡＧ、Ｊｅｎａ、ドイツ）を使用して、約３．１Ｗのレーザを光ファイバを通じてグリッパに約５秒間照射した。５つの圧着したデバイスに、これらのインビトロレーザ作動展開を行い、一貫した放出に関して試験した。

上で言及した参考文献は以下の通りである：［１］Ｗ．Ｓｍａｌｌ ＩＶ，Ｐ．Ｓｉｎｇｈａｌ，Ｔ．Ｓ．ＷｉｌｓｏｎおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．２０１０，２０，３３５６。［２］Ｄ．Ｌ．Ｓａｆｒａｎｓｋｉ，Ｋ．Ｅ．ＳｍｉｔｈおよびＫ．Ｇａｌｌ．Ｐｏｌｙｍ．Ｒｅｖ．２０１３，５３，７６。［３］Ｔ．Ｗａｒｅ，Ｄ．Ｓｉｍｏｎ，Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｃ．Ｌｉｕ，Ｓ．Ｓｈａｈ，Ｊ．Ｒｅｅｄｅｒ，Ｎ．Ｋｈｏｄａｐａｒａｓｔ，Ｍ．Ｐ．Ｋｉｌｇａｒｄ，Ｄ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｒ．Ｌ．ＲｅｎｎａｋｅｒおよびＷ．Ｅ．Ｖｏｉｔ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｍａｔｅｒ．Ｅｎｇ．２０１２，２９７，１１９３。［４］Ｋ．Ｋ．Ｊｕｌｉｃｈ－Ｇｒｕｎｅｒ，Ｃ．Ｌｏｗｅｎｂｅｒｇ，Ａ．Ｔ．Ｎｅｆｆｅ，Ｍ．ＢｅｈｌおよびＡ．Ｌｅｎｄｌｅｉｎ．Ｍａｃｒｏｍｏｌ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．２０１３，２１４，５２７。［５］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｐ．Ｓｉｎｇｈａｌ，Ｊ．Ｈｏｒｎ，Ｗ．Ｓｍａｌｌ，Ｃ．Ｏｌｓｏｖｓｋｙ，Ｋ．Ｃ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｔ．Ｓ．ＷｉｌｓｏｎおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｐｏｌｙｍ．Ｒｅｖ．２０１３，５３，４１。［６］Ｃ．ＹａｋａｃｋｉおよびＫ．Ｇａｌｌ、Ａｄｖ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．，２２６，（Ａ．Ｌｅｎｄｌｅｉｎ），Ｓｐｒｉｎｇｅｒ－Ｖｅｒｌａｇ，Ｂｅｒｌｉｎ／Ｈｅｉｄｅｌｂｅｒｇ，Ｇｅｒｍａｎｙ，２０１０，Ｓｈａｐｅ－Ｍｅｍｏｒｙ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ｆｏｒ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ。［７］Ｄ．Ｌ．ＳａｆｒａｎｓｋｉおよびＫ．Ｇａｌｌ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００８，４９，４４４６。［８］Ａ．ＬｅｎｄｌｅｉｎおよびＳ．Ｋｅｌｃｈ．Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ ２００２，４１，２０３５。［８］Ｃ．Ｌｉｕ，Ｈ．ＱｉｎおよびＰ．Ｔ．Ｍａｔｈｅｒ．Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．２００７，１７，１５４３。［１０］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｓ．Ｅ．Ｓｍｉｔｈ，Ｃ．Ａ．Ｍａｈｅｒ，Ｔ．Ｓ．ＷｉｌｓｏｎおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｒａｄｉａｔ．Ｐｈｙｓ．Ｃｈｅｍ．２０１３，８３，１１１。［１１］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｋ．Ｇａｌｌ，Ｔ．Ｗａｒｅ，Ｄ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｊ．Ｐ．ＢｅａｒｉｎｇｅｒおよびＴ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．２０１１，１２１，１４４。［１２］Ｑ．Ｌｉ，Ｈ．Ｚｈｏｕ，Ｄ．Ａ．Ｗｉｃｋｓ，Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ｄ．Ｈ．ＭａｇｅｒｓおよびＨ．Ｒ．ＭｃＡｌｅｘａｎｄｅｒ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２００９，４２，１８２４。［１３］Ｊ．Ｎ．Ｒｏｄｒｉｇｕｅｚ，Ｆ．Ｊ．Ｃｌｕｂｂ，Ｔ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｍ．Ｗ．Ｍｉｌｌｅｒ，Ｔ．Ｗ．Ｆｏｓｓｕｍ，Ｊ．Ｈａｒｔｍａｎ，Ｅ．Ｔｕｚｕｎ，Ｐ．ＳｉｎｇｈａｌおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｍａｔｅｒ．Ｒｅｓ．Ｐａｒｔ Ａ ２０１３，１０．１００２／ｊｂｍ．ａ．３４７８２。［１４］Ｕ．Ｄ．Ｈａｒｋａｌ，Ａ．Ｊ．ＭｕｅｈｌｂｅｒｇおよびＤ．Ｃ．Ｗｅｂｓｔｅｒ．Ｐｒｏｇ．Ｏｒｇ．Ｃｏａｔ．２０１２，７３，１９。［１５］Ｃ．Ｅ．ＨｏｙｌｅおよびＣ．Ｎ．Ｂｏｗｍａｎ．Ａｎｇｅｗ．Ｃｈｅｍ．Ｉｎｔ．Ｅｄ．２０１０，４９，１５４０。［１６］Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ａ．Ｂ．ＬｏｗｅおよびＣ．Ｎ．Ｂｏｗｍａｎ．Ｃｈｅｍ．Ｓｏｃ．Ｒｅｖ．２０１０，３９，１３５５。［１７］Ｄ．Ｐ．Ｎａｉｒ，Ｎ．Ｂ．Ｃｒａｍｅｒ，Ｔ．Ｆ．Ｓｃｏｔｔ，Ｃ．Ｎ．ＢｏｗｍａｎおよびＲ．Ｓｈａｎｄａｓ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２０１０，５１，４３８３。［１８］Ｓ．Ｂｅｉｇｉ，Ｈ．ＹｅｇａｎｅｈおよびＭ．Ａｔａｉ．Ｄｅｎｔ．Ｍａｔｅｒ．２０１３，２９，７７７。［１９］Ｚ．Ｙａｎｇ，Ｄ．Ａ．Ｗｉｃｋｓ，Ｃ．Ｅ．Ｈｏｙｌｅ，Ｈ．Ｐｕ，Ｊ．Ｙｕａｎ，Ｄ．ＷａｎおよびＹ．Ｌｉｕ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００９，５０，１７１７。［２０］Ｄ．Ｂ．Ｏｔｔｓ，Ｅ．ＨｅｉｄｅｎｒｅｉｃｈおよびＭ．Ｗ．Ｕｒｂａｎ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００５，４６，８１６２。［２１］Ｓ．Ｅ．Ｋａｓｐｒｚａｋ，Ｂ．Ｍａｒｔｉｎ，Ｔ．ＲａｊおよびＫ．Ｇａｌｌ．Ｐｏｌｙｍｅｒ ２００９，５０，５５４９。［２２］Ｔ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｊ．Ｐ．Ｂｅａｒｉｎｇｅｒ，Ｊ．Ｌ．Ｈｅｒｂｅｒｇ，Ｊ．Ｅ．Ｍ．ＩＩＩ，Ｗ．Ｊ．Ｗｒｉｇｈｔ，Ｃ．Ｌ．ＥｖａｎｓおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｏｌｙｍ．Ｓｃｉ．２００７，１０６，５４０。［２３］Ｄ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ，Ｍ．Ｆ．Ｍｅｔｚｇｅｒ，Ｄ．Ｓｃｈｕｍａｎｎ，Ａ．ＬｅｅおよびＴ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ．Ｌａｓｅｒ Ｓｕｒｇ．Ｍｅｄ．２００２，３０，１。［２４］Ｋ．Ｈｅａｒｏｎ，Ｃ．Ｊ．Ｂｅｓｓｅｔ，Ａ．Ｔ．Ｌｏｎｎｅｃｋｅｒ，Ｔ．Ｗａｒｅ，Ｗ．Ｅ．Ｖｏｉｔ，Ｔ．Ｓ．Ｗｉｌｓｏｎ，Ｋ．Ｌ．ＷｏｏｌｅｙおよびＤ．Ｊ．Ｍａｉｔｌａｎｄ．Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ ２０１３，１０．１０２１／ｍａ４０１８３７２。

以下の実施例は、別の実施形態に関する。

実施例１は、形状記憶特性を有し、ポリチオール架橋剤を用いたチオール－エン付加によって架橋されたときに形状記憶特性を有する熱硬化性ポリマーを生成する、ポリマー鎖に沿って実質的に等間隔の架橋性アルケン基を有するポリマー鎖を含むポリマー組成物を含む。

実施例２において、実施例１の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）である場合を含むことができる。

実施例３において、実施例１の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－エステル）である場合を含むことができる。

実施例４において、実施例１～３の主題は、任意選択で、生じる熱硬化性ポリマーが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）のブレンドである場合を含むことができる。

実施例２、３および４に関して、ウレタンは良好な機械特性を有し、その結果、強力なデバイスが得られる。ポリエステルは、機械的完全性がより低くなるトレードオフで生分解を可能にする。さまざまな実施形態には、さまざまなエステル／ウレタン比が含まれる。

実施例５において、実施例１～４の主題は、任意選択で、ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４'－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－ブタ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、トリエタノールアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ）、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）、３－メチル－１，５－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ）、２，２'－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）および１，４－シクロヘキサンジメタノール（ＣＨＤＭ）'からなる群から選択される少なくとも１つのモノマーを含むことができる。

ある実施形態において、ＴＭＰＡＥは、熱可塑性材料の製造に使用され、懸垂二重結合を熱可塑性ポリウレタンに組み込むための安価で効率的な方法を提供する。

ある実施形態の方法は、熱可塑性物質を製造することから始めることを含み、次いで、これを用いてさまざまなデバイス形状を作製し、次いで、熱硬化性物質に架橋する。（ヒトへの移植に適した）さまざまな最終製品には、熱硬化性物質が含まれる。

実施例６において、実施例５の主題は、任意選択で、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例７において、実施例１の主題は、任意選択で、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例８において、実施例１～７の主題は、任意選択で、ポリチオール架橋剤が、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）およびペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）からなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例９において、実施例１～８の主題は、任意選択で、チオール－エン反応がＵＶ光開始剤によって開始される場合を含むことができる。

ある実施形態において、残留光開始剤は、最終製品ポリマー中に残される。

実施例１０において、実施例１～９の主題は、任意選択で、３０℃～１０５℃の間のガラス転移温度を有するポリマー組成物を含むことができる。

実施例１１において、実施例１～１０の主題は、任意選択で、２０℃未満のガラス転移温度幅を有するポリマー組成物を含むことができる。

実施例１０および１１は、最終製品において検出可能である。本明細書に記述される他の特性に加えて、かなりのネットワークの均一性を必要とするという理由で当業者が狭いガラス転移を得るときに大きな困難に直面することになるため、これらの実施例は有利である。特に体内の水分にさらされると、ほとんどのＴｇが低下するため、３０～１０５Ｃの範囲にあるＴｇは、バイオメディカル用途で大きな有用性がある。背景技術の文章で述べた通り、多くのチオール－エンネットワークが２５Ｃ未満のＴｇを有し、Ｔｇがバイオメディカル用途には十分高い場合、そのネットワークは脆い。

実施例１２において、実施例１～１１の主題は、任意選択で、ポリマーが、凍結乾燥、高逆相エマルション発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用する細孔テンプレート化、溶液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイクロ押出またはインクペン印刷、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクトロスピニング、クリオゲル化あるいは超臨界ガス発泡の群からのプロセスの１つまたは組み合わせによって多孔質構造または発泡体に加工される場合を含むことができる。

実施例１３は、形状記憶特性を有する直鎖または分岐鎖の熱可塑性直鎖状ポリマーを生成することと、ポリマーをある形状に加工することと、デバイス形状を有し、永続的な形状として形を成す熱硬化性ポリマーが生成され、その作動転移を超える温度で応力またはひずみを加えることにより安定な二次形状をとるように作られ、次いで、その転移温度未満の温度まで冷却される間、二次形状で保持されてもよいようにポリマーを硬化または架橋することとを含む、形状記憶特性を有するポリマーの物品を製造する方法を含む。

実施例１４において、実施例１３の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリマー加工が、溶液流延、溶液紡糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出およびフィルムブローイングからなる群から選ばれる場合を含むことができる。

一例では、本明細書において列挙されるデータにより、合成法のある実施形態（例えば、図１）を用いて最終生成物が調製されたかどうか確認される。例えば、図１により調製された最終生成物が、同等の形状記憶特性（例えば、同じ程度に鋭い転移を有する、引用した３０～１０５℃の範囲内のＴｇ）を有する（ＦＴＩＲを用いて検出可能な）チオエーテル－コ－ウレタンによって証明されてもよい。

一例は、他のＳＭＰが使用できない加工技術（すなわち、熱可塑性技術）を可能にするプロセスおよび合成法を含む。ある実施形態において、最終製品（熱硬化性物質）は優れた機械特性を有する。一例は、ＳＭＰである熱硬化性材料（ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン））の一クラスに含まれる最終製品の属クレームを含む。（チオレン材料は、従来、医療用ＳＭＰに有用な範囲を下回るＴｇ（例えば、２５℃）を有することを考慮して）従来、熱硬化性デバイスには利用できなかった、Ｔｇの範囲、転移幅および機械特性ならびに複雑な形状がこれらの熱硬化性デバイスでは可能である。

一例は、図１２に示すチオール－エンクリック反応を含む。チオレン反応は、ｅビーム照射を用いて開始されてもよい。

実施例１’は、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物を含み、ここで、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマーは、（ａ）ポリオールと（ｂ）ジイソシアネートとの反応生成物を含む。

実施例２’において、実施例１’の主題は、任意選択で、ポリオールがジオールである場合を含むことができる。

実施例３’において、実施例１’～２’の主題は、任意選択で、ジオールがＣ＝Ｃジオールである場合を含むことができる。

実施例４’において、実施例１’～３’の主題は、任意選択で、ポリオールが、トリメチロールプロパンアリルエーテル、ジエチレングリコール、３－メチル－ペンタンジオール、１，４－ブタンジオール、２－メチルプロパンジオール、１，４－シクロヘキサンジメタノールならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例５’において、実施例１’～４’の主題は、任意選択で、ジイソシアネートが、ヘキサメチレンジイソシアネート、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネートおよびジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネートならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例６’において、実施例１’～５’の主題は、任意選択で、少なくとも１つの架橋剤を含むことを含むことができる。

実施例７’において、実施例１’～６’の主題は、任意選択で、架橋剤がポリチオールである場合を含むことができる。

実施例８’において、実施例１’～７’の主題は、任意選択で、ポリチオールが、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート、ペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）ならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例９’において、実施例１’～８’の主題は、任意選択で、ポリオール対ジイソシアネートの比が約１：１である場合を含むことができる。

実施例１０’において、実施例１’～９’の主題は、任意選択で、ポリマー中に存在する架橋剤対ジオールの比が１：１である場合を含むことができる。

実施例１１’において、実施例１’～１０’の主題は、任意選択で、ポリマー自体に本質的であり得る光活性化された発色団、非本質的な光活性化された発色団ドーパントまたは熱伝導性ドーパントのうちの１つを含むことができて、ここで、ドーパントは、ポリマー全体にわたって均一に分散される。

実施例１２’において、実施例１’～１１’の主題は、任意選択で、ドーパントが、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子またはこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例１３’において、実施例１’～１２’の主題は、任意選択で、使用されるレーザ波長が、ポリマーの吸収スペクトルと重なる場合を含むことができる。

実施例１４’において、実施例１’～１３’の主題は、任意選択で、形状記憶ポリマーが、ポリオール濃度およびジイソシアネート濃度を変化させることによって、３８℃～１０５℃の範囲の熱誘発温度を示す場合を含むことができる。

実施例１５’は：ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとを混合するステップ；モノマーの重合を開始して、ポリマーを生成するステップ；任意選択でポリマーと、架橋剤および光活性化または熱伝導性ドーパントとをブレンドするステップ；ブレンドしたポリマーにＵＶ光を照射して、架橋を開始するステップ；および架橋ポリマーを硬化するステップを含む、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物の製造方法を含む。

実施例１６’において、実施例１５’の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物が、血管内デバイスまたは作動デバイスの先端部の上に円筒に成形される場合を含むことができる。

実施例１７’において、実施例１５’～１６’の主題は、任意選択で、作動デバイスが、光ファイバ、光ファイバディフューザまたは抵抗性ヒータである場合を含むことができる。

実施例１８’において、実施例１５～１７’の主題は、任意選択で、熱可塑性ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物が管に成形される場合を含むことができる。

実施例１９’において、実施例１５’～１８’の主題は、任意選択で、管が、細長い二次成形された形態にされる場合を含むことができる。

実施例２０’において、実施例１５’～１９の主題は、任意選択で、細長い成形された形態が、血管内デバイスまたは作動デバイスの先端部に取り付けられる場合を含むことができる。

実施例２１’は：血管内デバイスまたは作動デバイスをマイクロアクチュエータ内に軸方向に圧着するか、または血管内デバイスをマイクロアクチュエータ側壁内に圧着するステップ；圧着した部品を対象の必要な領域に運ぶステップ；ドーパントを活性化してマイクロアクチュエータを加熱し、かつマイクロアクチュエータの形状に変化を引き起こすステップ；およびマイクロアクチュエータの形状の変化の結果、デバイスをマイクロアクチュエータから放出するステップを含む、マイクロアクチュエータを使用して血管内デバイスを送達する方法を含む。

実施例２２’は：活性化または血管内デバイスをマイクロアクチュエータ内腔に挿入するステップ；半径方向にマイクロアクチュエータを圧着し、デバイスを内腔内の所定の位置に固定するステップ；圧着した部品を対象の必要な領域に運ぶステップ；ドーパントを活性化してマイクロアクチュエータを加熱して、マイクロアクチュエータの形状に変化を引き起こすステップ；およびマイクロアクチュエータの形状の変化の結果、デバイスをマイクロアクチュエータから放出するステップを含む、マイクロアクチュエータを使用して血管内デバイスを送達する方法を含む。

実施例２３’において、実施例２１’～２２’の主題は、任意選択で、架橋熱可塑性形状記憶ポリマーのマイクロアクチュエータまたはドーパントが、レーザ照射によって活性化される場合を含むことができる。

実施例２４において、実施例２１～２３の主題は、任意選択で、架橋熱可塑性形状記憶ポリマーのマイクロアクチュエータまたはドーパントが、抵抗性ヒータからの伝導加熱によって活性化される場合を含むことができる。

抵抗性ヒータは、コアワイヤに接地された抵抗性ワイヤダブレットまたは単一の抵抗性ワイヤとして指定のピッチおよび間隔で巻かれた、（１本または複数本）コアワイヤの周りに巻かれた高抵抗ワイヤから構成されてもよい。ある実施形態において、（１本または複数本）抵抗性ワイヤが周りに巻かれた内部コアは、１本または複数本のワイヤからなる。コアワイヤは、絶縁された熱電対リード線を、コアの遠位端または軸方向長さに沿った特定の点に位置する熱電対接合部とともに組み込むことができる。

実施例２４’において、実施例２１’～２４’の主題は、任意選択で、活性化デバイスと血管内デバイスとの間に穴を開けて、空気塞栓のリスクを最小限に抑えることを含むことができる。

実施例１ａは：ポリマー鎖に沿って実質的に等間隔の架橋性アルケン基；およびポリチオール架橋剤を含むポリマー組成物；を含み、ここで、組成物は熱可塑性であり、かつチオール－エン反応を介するアルケン基とポリチオール架橋剤との架橋が、形状記憶特性を有する熱硬化性ポリマーを生成するように構成される。

実施例２ａにおいて、実施例１ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）である場合を含むことができる。

実施例３ａにおいて、実施例１ａ～２ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーがポリ（チオエーテル－コ－エステル）である場合を含むことができる。

実施例４ａにおいて、実施例１ａ～３ａの主題は、任意選択で、熱硬化性ポリマーが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含む場合を含むことができる。

実施例５ａにおいて、実施例１ａ～４ａの主題は、任意選択で、ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４'－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－ブタ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、トリエタノールアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ）、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）、３－メチル－１，５－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ）、２，２'－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）および１，４－シクロヘキサンジメタノール（ＣＨＤＭ）ならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される少なくとも１つのモノマーを含むことができる。

実施例６ａにおいて、実施例１ａ～５ａの主題は、任意選択で、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含むことができる。

実施例７ａにおいて、実施例１ａ～６ａの主題は、任意選択で、ポリチオール架橋剤が、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）およびペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）ならびにこれらの組み合わせからなる群から選択される場合を含むことができる。

実施例８ａにおいて、実施例１ａ～７ａの主題は、任意選択で、ＵＶ光開始剤または熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む開始剤を含むことができて、ここで、開始剤は、熱硬化性ポリマーを生成するチオール－エン反応を開始するように構成される。

実施例９ａは：ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとを混合するステップ；ポリオールモノマーとジイソシアネートモノマーとの重合を開始して、熱可塑性ポリマーを生成するステップ；ポリマーならびにポリチオール架橋剤および開始剤ドーパントをブレンドするステップ；光および熱のうちの少なくとも１つを用いてポリマーの架橋を開始し、架橋ポリマーを生成するステップ；および架橋ポリマーを硬化して、熱硬化性ポリマーを生成するステップを含む、ポリウレタン形状記憶ポリマー組成物の製造方法を含む。

実施例１０ａにおいて、実施例９ａの主題は、任意選択で、凍結乾燥、高逆相エマルション発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用する細孔テンプレート化、溶液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイクロ押出またはインクペン印刷、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクトロスピニング、クリオゲル化および超臨界ガス発泡を含む群からの１つまたは複数のプロセスにより、熱硬化性ポリマーを多孔質構造に加工することを含むことができる。

実施例１１ａにおいて、実施例９ａ～１０ａの主題は、任意選択で、ドーパントが、光活性化されたもの、および熱的に開始されたもののうちの少なくとも１つであり、方法が、ブレンドしたポリマーにＵＶ光を照射するか、または加熱して、架橋ポリマーを生成することを含む場合を含むことができる。

実施例１２ａにおいて、実施例９ａ～１１ａの主題は、任意選択で、溶液流延、溶液紡糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出およびフィルムブローイングからなる群から選択される方法を用いて熱可塑性ポリマーを加工することを含むことができる。

実施例１３ａは、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）のうちの少なくとも１つを含むチオール－エン架橋熱硬化性形状記憶ポリマー（ＳＭＰ）を含む装置を含み；ここで、ＳＭＰは、近位部分、遠位部分、および近位部分を遠位部分に結合する中位部分を含み；ここで、ＳＭＰは、近位、中位および遠位部分に均一に分布した第１の添加剤を含む。

実施例１４ａにおいて、実施例１３の主題は、任意選択で、第１の添加剤が、光開始剤および熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む場合を含むことができる。

実施例１５ａにおいて、実施例１３ａ～１４ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、近位、中位および遠位部分に均一に分布した第２の添加剤を含み、かつ第２の添加剤が、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子、放射線不透過粒子、タンパク質および治療薬のうちの少なくとも１つを含む場合を含むことができる。

実施例１６ａにおいて、実施例１４ａ～１５ａの主題は、任意選択で：第１の添加剤が、近位部分に第１の濃度で、中位部分に第２の濃度で、および遠位部分に第３の濃度で均一に存在し；ならびに第１、第２および第３の濃度が概して互いに等しい場合を含むことができる。

実施例１７ａにおいて、実施例１３ａ～１６ａの主題は、任意選択で、第１の添加剤が、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子および光拡散粒子のうちの少なくとも１つを含む場合を含むことができる。

実施例１８ａにおいて、実施例１３ａ～１７ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、調整可能なガラス転移（Ｔｇ）を有する場合を含むことができる。

実施例１９ａにおいて、実施例１３ａ～１８ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を含むが、ポリ（チオエーテル－コ－エステル）は含まない場合を含むことができる。

実施例２０ａにおいて、実施例１３ａ～１９ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含むが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）は含まない場合を含むことができる。

実施例２１ａにおいて、実施例１３ａ～２０ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）およびポリ（チオエーテル－コ－エステル）を含む場合を含むことができる。

実施例２２ａにおいて、実施例１３ａ～２１ａの主題は、任意選択で、ＳＭＰが共有結合架橋されている場合を含むことができる。

時として本明細書中のＳＭＰの実施形態は、バイオメディカル用途において使用されるが、そのような実施形態はそのように限定されず、ＳＭＰが、衝撃吸収、断熱、展開可能な構造、温度計／熱スイッチなどに使用される航空宇宙用途などを限定することなしに含むさまざまな用途に含まれてもよい。

本発明の実施形態の前述の説明は、例示および説明の目的のために提示されたものである。網羅的であること、または開示されている厳密な形態に本発明を限定することを意図するものではない。当業者であれば、上述の教示に照らして多くの修正および変形が可能であることを理解することができる。図面に示したさまざまな構成要素のさまざまな等価な組み合わせおよび置換を当業者は理解されよう。したがって、本発明の範囲は、この詳細な説明によってではなく、ここに添付する特許請求の範囲によって限定されることが意図される。

Claims (19)

1. ウレタン結合を有するとともに、架橋性アルケン側基を有する熱可塑性ポリマー；および
   ポリチオール架橋剤；
   を含み、熱可塑性であり、かつチオール－エン反応を介するアルケン基と前記ポリチオール架橋剤との架橋が、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を有するポリマー製品を形成するように構成され、
   前記熱可塑性ポリマーは重合されたモノマーを含み、重合されたモノマーは重合されたトリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含む、熱可塑性ポリマー組成物。
2. 前記ポリマー製品は、ひずみ回復を示す熱作動形状記憶特性を有する、請求項１に記載の熱可塑性ポリマー組成物。
3. 前記ポリマー製品は、架橋後、チオエーテル結合を有する架橋を有する、請求項１又は２に記載の熱可塑性ポリマー組成物。
4. 前記重合されたモノマーは、重合化されたヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、２－ブテン－１，４－ジオール（２－ブタ）、ジエチレングリコール（ＤＥＧ）、ジエタノールアミン（ＤＥＡ）、４－ジメチルアミノピリジン（ＤＭＡＰ）、トリエタノールアミン（ＴＥＡ）、アリルアルコール（ＡＡ）、３－メチル－１，５－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、３－メチル－ペンタンジオール（３－ＭＰＤ）、１，４－ブタンジオール（１，４－ＢＤ）、２－メチルプロパンジオール（２－ＭＰＤ）、２，２’－ジメチルプロパンジオール（２，２－ＤＭＰＤ）、１，４－シクロヘキサンジメタノール（ＣＨＤＭ）またはこれらの組み合わせの少なくとも１つを含む請求項１又は２に記載の熱可塑性ポリマー組成物。
5. 前記ポリチオール架橋剤は、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）、ペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）またはこれらの組み合わせの少なくとも１つを含む請求項１乃至４のいずれか１項に記載の熱可塑性ポリマー組成物。
6. 開始剤を含み、当該開始剤は前記ポリマー製品を形成する前記チオール－エン反応を開始するように構成された、ＵＶ光開始剤または熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む請求項１乃至５のいずれか１項に記載の熱可塑性ポリマー組成物。
7. ポリオールとイソシアネートモノマーとの重合を開始して、請求項１に記載の熱可塑性ポリマーを形成するステップ；
   前記熱可塑性ポリマーを請求項１に記載のポリチオール架橋剤および開始剤ドーパントとブレンドして、請求項１に記載の熱可塑性ポリマー組成物を形成するステップ；
   光または熱の少なくとも１つを用いて前記熱可塑性ポリマーの架橋を開始し、架橋ポリマーを形成するステップ；および
   前記架橋ポリマーを硬化して、請求項１に記載のポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を形成するステップ
   を含む、形状記憶ポリマー組成物の製造方法。
8. 前記モノマーはジイソシアネートモノマーであり、前記熱可塑性ポリマーは熱可塑性のポリウレタンポリマーであり、硬化した前記架橋ポリマーは請求項３に記載のポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）である請求項７に記載の方法。
9. 凍結乾燥、高逆相エマルション発泡、物理的発泡、固体または液体の細孔形成剤を利用する細孔テンプレート化、溶液紡糸、ステレオリソグラフィによるパターン形成、マイクロ押出またはインクペン印刷、３Ｄマイクロドットベースの印刷、レーザ加工、エレクトロスピニング、クリオゲル化、超臨界ガス発泡またはこれらの組み合わせの少なくとも１つにより、前記熱可塑性ポリマーを多孔質構造に加工することを含む請求項８に記載の方法。
10. 前記ドーパントが、光活性化されたもの、または熱的に開始されたもののうちの少なくとも１つであり、前記ブレンドしたポリマーにＵＶ光を照射するか、または加熱して、前記架橋ポリマーを形成することを含む請求項８に記載の方法。
11. 溶液流延、溶液紡糸、ディップコーティング、熱成形、圧縮成形、射出成形、押出またはフィルムブローイングの少なくとも１つを用いて前記熱可塑性ポリマー組成物を加工することを含む請求項８に記載の方法。
12. 架橋ポリマーを備え、
    前記架橋ポリマーの架橋は架橋剤のチオール基とポリマーのアルケン基との間の反応の結果であり、前記ポリマーはトリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）と、ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、およびこれらの組み合わせからなる群から選択されるモノマーとの間の重合反応の結果であり、
    前記架橋ポリマーは前記ポリマーがウレタン結合を有し、架橋がチオエーテル結合を有するポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を含む、ポリマーシステム。
13. 前記架橋剤は、エチレングリコールビス（３－メルカプトプロピオネート）（ＥＧＢＭＰ）、ジペンタエリトリトールヘキサキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＤＰＨＭＰ）、トリメチロールプロパントリス（３－メルカプトプロピオネート）（ＴＭＰＴＭＰ）、トリス［２－（３－メルカプトプロピオニルオキシ）エチル］イソシアヌレート（３ＴＩ）、ペンタエリトリトールテトラキス（３－メルカプトプロピオネート）（ＰＥＴＭＰ）およびこれらの組み合わせからなる群から選択される、請求項１２に記載のポリマーシステム。
14. 前記ポリマーは、光開始剤または熱開始剤のうちの少なくとも１つを含む第１の添加剤の存在下でのトリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）と前記モノマーとの間の重合反応の結果である、請求項１２又は１３に記載のポリマーシステム。
15. 前記架橋ポリマー内に均一に分布した第２の添加剤をさらに含み、
    前記第２の添加剤が、レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子、光拡散粒子、放射線不透過粒子、タンパク質、治療薬またはこれらの組み合わせの少なくとも１つを含む請求項１４に記載のポリマーシステム。
16. トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）と前記モノマーの混合物内で前記第１の添加剤が均一に分布している請求項１４に記載のポリマーシステム。
17. レーザ吸収色素、レーザ吸収粒子または光拡散粒子の少なくとも１つを含む請求項１３に記載のポリマーシステム。
18. ウレタン結合を有するとともに、架橋可能な架橋性アルケン基を含む熱可塑性ポリマー；および
    ポリチオール架橋剤
    を含み、
    前記熱可塑性ポリマーは、ポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）を形成するために、前記アルケン基と前記ポリチオール架橋剤との間のチオール－エン反応を介して架橋されるように構成され、
    前記熱可塑性ポリマーを形成する原料モノマーの１つとしてトリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）が用いられる、ポリマー組成物。
19. ポリオールモノマーとモノマーとを混合するステップ；
    前記ポリオールモノマーとモノマーとの重合を開始して、架橋可能な共有結合性のアルケン側基を含む熱可塑性ポリマーを形成するステップ；
    前記熱可塑性ポリマーをポリチオール架橋剤および開始剤ドーパントとブレンドするステップ；および
    光または熱のうちの少なくとも１つを用いて、チオール－エン反応を介する前記熱可塑性ポリマーのアルケン側基の架橋を開始し、ひずみ回復を示す熱作動形状記憶特性を有する架橋されたポリマーを形成するステップ；
    を含み、
    架橋された前記ポリマーは、ウレタン結合を有し、架橋がチオエーテル結合を有するポリ（チオエーテル－コ－ウレタン）であり、
    前記モノマーは、ヘキサメチレンジイソシアネート（ＨＤＩ）、トリメチルヘキサメチレンジイソシアネート（ＴＭＨＤＩ）、ジシクロヘキシルメタン４，４’－ジイソシアネート（ＤＣＨＭＤＩ）、イソホロンジイソシアネート（ＩＰＤＩ）、またはこれらの組み合わせのうちの少なくとも１つを含み、
    前記ポリオールモノマーは、トリメチロールプロパンアリルエーテル（ＴＭＰＡＥ）を含む、形状記憶ポリマー組成物の製造方法。

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