用于動脈瘤閉塞的自膨脹血管內裝置的制作方法

專利名稱：：用于動脈瘤閉塞的自膨脹血管內裝置的制作方法
技術領域：
：本發明涉及網狀彈性體基質、它們的制造和包括用于可植入器具用途的用途，為了治療、營養或其它有用的目的，該器具進入或用于患者如人類和其它動物的局部治療。為了這些和其它目的，本發明產品可以單獨^使用或可以加載一種或多種可遞送物質。
背景技術：
：盡管擬在促進體內組織侵入的多孔可植入產品是已知的，但是沒有已知的可植入器具被專門設計過或可用于如下特定目的對于遞送器具如導管、內窺鏡或注射器，被壓縮遞送到生物部位，能夠膨脹以占據和保留在生物部位中，和具有特定的孔徑以便它可以與該部位組織一起向內生長以用于有用的治療目的。許多多孔的回彈可壓縮材料由聚氨酯泡沫塑料生產，該泡沫塑料由聚合工藝期間的發泡形成。由于產生可產生不利生物反應的不需要材料，例如致癌物、細胞毒素等，通常這樣的已知方法從生物耐久性的觀點來看是沒有吸引力的。許多具有不同生物耐久程度的聚合物是已知的，但市售材料缺乏提供下述可植入器具所需要的機械性能，該器具可以被壓縮用于遞送器具遞送并且可以在希望的生物部位原位回彈膨脹，或缺乏足夠的孔隙率以誘導適當的細胞向內生長和增生。以下進一步描述本領域的一些建議。Greene,Jr.等人在U.S.專利6，165，193("Greene")中公開了由可壓縮泡沫水凝膠形成的血管植入物，該植入物具有壓縮構型，從該壓縮構型它可以膨脹成基本符合要被栓塞的血管畸形的形狀和大小的17構型。如果Greene水凝膠要被壓縮而用于導管、內窺鏡或注射器遞送,則其缺乏使它能夠恢復其大小和形狀的機械性能。Brady等人在U.S.專利6，177，522("Brady'522")中公開了可植入多孔聚碳酸酯聚氨酯產品，該產品包括公開為碳酸烷基酯無規共聚物的聚碳酸酯。當脲存在時Brady'522'的交聯聚合物，包括脲和雙縮脲基團，而當氨基甲酸酯存在時，其包括氨基甲酸酯和脲基甲酸酯基團。Brady等人在U.S.專利申請公開2002/0072550Al("Brady'550")中公開了由聚醚或聚碳酸酯線性長鏈二醇形成的可植入多孔聚氨酯產品。Brady'550并沒有廣泛地公開具有異氰脲酸酯鍵并且空隙含量超過85%的生物穩定的多孔聚醚或聚碳酸酯聚氨酯植入物。Brady'550的二醇公開為沒有叔碳鍵。另外，Brady'550'的二異氰酸酯公開為含有小于3%2，4'-二苯甲烷二異氰酸酯的4,4'-二苯甲烷二異氰酸酯。此外，Brady'550的最終發泡聚氨酯產品包含異氰脲酸酯鍵并且不是網狀的。Brady等人在U.S.專利申請公開2002/0142413Al("Brady'413")中公開了用于細胞、組織或器官生長或再造的組織工程支架，該支架包括溶劑萃取或精制的網狀聚氨酯，如聚醚或聚碳酸酯，具有高空隙含量和表面積。某些實施方案在聚合期間采用發泡劑用于產生空隙。最小數量的細胞窗開啟由手壓機或由壓碎進行并且溶劑萃取用于除去獲得的殘佘物。因此，Brady'413沒有公開回彈可壓縮的網狀產品或其制備方法。Gilson等人在U.S.專利6,245,090B1("Gilson")中公開了含有具有良好滯后性能多孔外表面的開孔泡沫塑料經導管閉合植入物，即該植入物當用于連續膨脹和收縮的血管時，能夠比血管更快地膨脹和收縮。另外，Gilson'的開孔泡沫不是網狀的。Pinchuk在U.S.專利5，133,742和5，229,431(分別地為"Pinchuk"42"和"Pinchuk'431")中公開了用于醫療假體、植入物、屋面隔絕物等的耐破裂聚氨酯。該聚合物是基本完全缺乏醚鍵的聚碳酸酯聚氨酯聚合物。Szycher等人在U.S.專利5，863，267("Szycher")中公開了具有內部聚硅氧烷鏈段的生物相容性聚碳酸酯聚氨酯。MacGregor在U.S.專利4，459,252中公開了包括如下部分的心血管假體器具或植入物多孔表面和在該表面以下與表面孔流體連通的互連間隙孔的網絡。Gunatillake等人在U.S.專利6，420,452("Gunatillake'452")中公開了耐降解的含硅氧烷彈性體聚氨酯。Gunatillake等人在U.S.專利6，437，073("Gunatillake'073")中公開了耐降解含硅氧烷的并且還是非彈性體的聚氨酯。Pinchuk在U.S.專利5，741，331("Pinchuk'331")及其分案U.S.專利6，102，939和6，197，240中公開了推測的微纖維破裂和斷裂的聚碳酸酯穩定性問題。Pinchuk'331沒有公開具有三維回彈壓縮性的自支撐、占據空間的多孔元件，該元件可以是導管、內窺鏡、或注射器引入的，占據生物部位并允許細胞向內生長和增生入所占據的體積。Pinchuk等人在U.S.專利申請公開2002/0107330A1("Pinchuk'330")中公開了用于治療劑植入遞送的組合物，該組合物包括具有彈性體嵌段如聚烯烴和熱塑性嵌段如苯乙烯的生物相容性嵌段共聚物，和裝載入嵌段共聚物的治療劑。Pinchuk'330組合物可能缺乏適當的機械性能以提供可壓縮的可導管、內窺鏡、或注射器引入的回彈占據空間的多孔元件，該元件可占據生物部位并允許細胞向內生長和增生入所占據的體積。Rosenbluth等人在U.S.專利申請公開2003/014075Al("Rosenbluth")中公開了生物醫療方法、材料如血液吸收性多孔可膨脹超強度水凝膠、和用于在血管內移植植入之后制止或防止內泄漏的裝置。Rosenbluth沒有公開例如聚碳酸酯聚氨酯泡沫塑料。另外，Rosenbluth的聚合物泡沫不是網狀的。Ma在U.S.專利申請公開2002/0005600Al("Ma")中公開了形成多孔材料的所謂可逆制造方法。例如，將聚(丙交酯)在吡咬中的溶液滴加到石蠟球的容器中，除去吡啶，然后除去石蠟；公開的是保留下多孔泡沫。Ma沒有公開例如聚碳酸酯聚氨酯泡沫塑料。另外，Ma沒有公開回彈可壓縮的產品。Dereume等人的U.S.專利6，309，413涉及內腔移植物并公開了生產10-60pm多孔移植物的各種方法，該方法包括溶解性微粒如鹽、糖和水凝膠從聚合物的洗脫和轉相。Tuch在U.S.專利5，820，917中公開了由水溶性肝素層涂布的、由多孔聚合物涂層覆蓋的接觸血液的醫療器具，可通過所述涂層洗脫肝素。多孔聚合物涂層由諸如逆相沉淀到支架上的方法而制備，得到孔徑為約0.5-10(am的產品。Dereume和Tuch公開了對于未涂敷底物的有效細胞向內生長和增生而言可能太小的孔徑。以上參考文獻沒有公開例如下述的可植入器具，即該器具完全適于遞送器具的遞送，從該遞送的回彈恢復，和在血管畸形中的長期停留，具有治療益處，如修復和再生，伴隨適當尺寸的互連孔。另外，以上參考文獻沒有公開例如包含聚碳酸酯部分的這樣的器具。
背景技術：
：的上述描述可包括在本發明之前相關領域不知的、但由本發明提供的洞察、發現、理解或公開內容，或伴隨公開內容的聯想。本發明一些這樣的貢獻可以在此具體指出，而本發明的其它這樣的貢獻從上下文中是顯見的。僅由于文獻可在此引用，因此不允許可能與本發明相當不同的文獻領域類似于本發明的領域。發明概述本發明解決如下問題提供適于遞送器具，如導管、內窺鏡、關節鏡、腹腔鏡、膀胱鏡或注射器到患者，例如哺乳動物的血管和其它部位中并在其中長期停留的生物可植入器具。為解決此問題，在一個實施方案中，本發明提供生物耐久的網狀回彈可壓縮彈性體可植入器具。在一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少29天。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少2個月。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少6個月。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少12個月。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少24個月。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久至少5年。在另一個實施方案中，可植入器具生物耐久長于5年。通過對于不同功能或治療用途改變原材料和/或加工條件，可以在寬性能范圍內設計或修訂本發明彈性體基質的結構、形態和性能。在一個實施方案中，當彈性體基質被細胞和/或組織包覆并向內生長時，它可起較不重要的作用。在另一個實施方案中，包覆和向內生長的彈性體基質僅占據少量空間，不干擾再生細胞和/或組織的功能，并且不具有遷移的傾向。本發明的可植入器具是網狀的，即包括孔的互連網絡，該網絡由具有網狀結構和/或進行網化工藝形成。這提供在整個可植入器具中的流體滲透性并允許細胞向內生長和增生入可植入器具的內部。為此，在一個涉及血管畸形應用等的實施方案中，網狀彈性體基質具有平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約150,的孔。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質具有平均直徑或其它最大橫向尺寸大于250nm的孔。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質具有平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275jim-約900jum的孔。在一個實施方案中，可植入器具包括網狀彈性體基質，該基質是柔韌和回彈的并可以在壓縮之后恢復它的形狀和其尺寸的大部分。在另一個實施方案中，本發明的可植入器具具有回彈壓縮性，該性能允許可植入器具在環境條件如在25。C下從松弛構型壓縮到第一致密構型，用于通過遞送器具進行體內遞送和原位膨脹到第二工作構型。本發明可提供真正網狀的柔韌回彈性生物耐久彈性體基質，該基生。"、，<、，-。在另一個實施方案中，本發明提供一種生產適于植入患者的生物耐久的柔韌網狀回彈可壓縮彈性體基質的方法，該方法包括在很好表征的生物耐久彈性體中由一種如下所述的過程形成孔，該過程不含非所需殘余物并且基本不改變彈性體化學，從而得到具有網狀結構的彈性體基質，該基質當植入患者時，生物耐久至少29天并且具有在整個彈性體基質中提供流體滲透性的孔隙率和允許細胞向內生長和增生入彈性體基質的內部。在另一個實施方案中，本發明提供一種生產包括具有網狀結構的聚合物材料的彈性體基質的方法，該方法包括a)制造具有下述表面的模具，該表面限定彈性體基質的微結構構型；b)向模具中加入可流動聚合物材料；c)固化聚合物材料；和d)除去模具以得到彈性體基質。可以將限定彈性體基質的所需微結構構型的模具表面的互連內部通道成形、配置和定尺寸以確定自支撐彈性體基質。在某些實施方案中，獲得的彈性體基質具有網狀結構。如下所述，在一個實施方案中，制造的模具可以是犧牲模具，其被拆除以得到網狀彈性體基質。這樣的拆除可以例如通過熔融、溶解或升華掉犧牲模具進行。底物或犧牲模具可包括多個或許多實心或中空珠粒或粒子，該珠粒或粒子在每個粒子上的多個點處以網絡的方式彼此附聚或互連。在一個實施方案中，模具以多個粒子在每個方向中延伸而具有顯著的三維范圍。可以使用熱量和/或壓力，如通過燒結或熔合，通過粘合劑或溶劑處理，或通過施用減壓互連模具的粒子。在另一個實施方案中，聚合物材料包含在粒子之間的空隙中。在另一個實施方案中，聚合物材料填充粒子之間的空隙。在一個實施方案中，粒子包括具有較低熔點的材料，例如烴蠟。在另一個實施方案中，粒子包括具有水溶性的材料，例如無機鹽如氯化鈉或氯化鉤，糖如蔗糖，淀粉如玉米淀粉、馬鈴薯淀粉、小麥淀粉、木薯淀粉、樹薯淀粉或米淀粉，或其混合物。聚合物材料可包括彈性體。在另一個實施方案中，聚合物材料可包括在此所述的生物耐久彈性體。在另一個實施方案中，聚合物材料可包括溶劑溶解性的生物耐久彈性體，因此可流動聚合物材料可包括聚合物的溶液。然后可除去溶劑或允許溶劑蒸發以固化聚合物材料。在另一個實施方案中，所進行的方法提供了彈性體基質構型，該構型允許細胞向內生長和增生入彈性體基質的內部并且彈性體基質可植入患者，如本文所述。不受任何特定的理論約束，認為具有高空隙含量和高成網程度允許可植入器具就包括細胞的組織如纖維組織來說完全向內生長和增生。在另一個實施方案中，本發明提供一種生產具有網狀結構的彈性體基質的方法，該方法包括a)釆用可流動的耐久材料，任選熱塑性聚合物或蠟涂敷網狀泡沫模板；b)曝露泡沫模板的涂敷表面；c)除去泡沫模板以得到網狀泡沫模板的鑄件；d)釆用可流動狀態的彈性體涂敷鑄件以形成彈性體基質；e)曝露鑄件的表面；和f)除去鑄件以得到包括彈性體的網狀聚氨酯彈性體基質。在另一個實施方案中，本發明提供一種生產具有網狀結構的彈性體基質的冷凍干燥方法，該方法包括a)在溶劑中形成包括溶劑溶解性生物耐久彈性體的溶液；b)任選通過冷卻溶液至少部分固化溶液以形成固體；和c)任選通過在減壓下從固體中升華溶劑而除去非聚合物材料，以提供包括彈性體的至少部分網狀彈性體基質。在另一個實施方案中，本發明提供一種制備網狀彈性體基質的聚合方法，該方法包括混合a)多元醇組分，b)異氰酸酯組分，c)發泡劑，d)任選交聯劑，e)任選擴鏈劑，f)任選至少一種催化劑，g)任選表面活性劑，和h)任選粘度改進劑；以提供交聯的彈性體基質并由網化工藝使彈性體基質成網狀以提供網狀彈性體基質。各成分以制備彈性體基質的數量和在一定條件下存在，以(i)提供交聯的回彈可壓縮生物耐久彈性體基質，(H)控制生物不希望的殘佘物的形成，和(iii)由網化工藝將泡沫成網狀以提供網狀彈性體基質。在另一個實施方案中，本發明提供制備網狀彈性體基質的冷凍干燥方法，該方法包括冷凍干燥可流動聚合物材料。在另一個實施方案中，聚合物材料包括溶劑溶解性生物耐久彈性體在溶劑中的溶液。在另一個實施方案中，使可流動聚合物材料經受冷凍干燥過程，該過程包括固化可流動聚合物材料以形成固體，如通過冷卻溶液；然后除去非聚合物材料，如通過在減壓下從固體中升華溶劑，以提供至少部分成網的彈性體基質。在另一個實施方案中，生物耐久彈性體在溶劑中的溶液基本但不必完全固化，然后將溶劑從該材料中升華以提供至少部分成網的彈性體基質。在另一個實施方案中，溶液冷卻到的溫度低于溶液的凝固溫度。在另一個實施方案中，溶液冷卻到的溫度大于固體的表觀玻璃化轉變溫度和低于溶液的凝固溫度。在另一個實施方案中，本發明提供一種制備用于植入患者的網狀復合彈性體可植入器具的方法，該方法包括采用選擇的涂料材料表面涂敷或內多孔地涂敷生物耐久網狀彈性體基質以促進細胞向內生長和增生。涂料材料可例如包括生物降解材料、任選膠原、纖連蛋白、彈性硬蛋白、玻璃酸及其混合物的發泡涂層。或者，涂料包括生物降解聚合物和無機組分。在另一個實施方案中，本發明提供用于植入患者的網狀復合彈性體可植入器具的制備方法，該方法包括表面涂敷或內多孔地涂敷或浸漬網狀生物耐久彈性體。此涂敷或浸漬材料可例如包括聚乙醇酸("PGA")、聚乳酸("PLA")、聚羥基己酸(polycaprolaticacid，"PCL")、聚對二嚅烷酮("PD0")、PGA/PLA共聚物、PGA/PCL共聚物、PGA/PD0共聚物、PLA/PCL共聚物、PLA/PD0共聚物、PCL/PD0共聚物或以上物質任何兩種或多種的組合。另一種實施方案涉及表面涂敷或表面熔合，其中表面的孔隙率改變。在另一個實施方案中，本發明提供一種治療患者如動物血管畸形的方法，該方法包括a)將在此所述的本發明的可植入器具從松弛構型壓縮到第一致密構型；b)通過遞送器具將壓縮的可植入器具遞送到血管畸形的體內部位；和c)允許可植入器具在體內部位回彈恢復和膨脹到第二工作構型。附圖簡述以下詳細說明本發明的一些實施方案，制備和使用本發明的一些實施方案，以及設想的實施本發明的最佳方式，這些敘述要與上述描述一起，并借助于上述描述，通過例子，參考附圖閱讀，其中在全部幾幅圖中同樣的參考號碼表示相同或相似的元件，并且附圖中圖7是顯示本發明多孔生物耐久彈性體產物的一個實施方案的微結構之一部分的一種可能形態的示意圖8是制備本發明多孔生物耐久彈性體可植入器具的方法的方塊流程示意圖9是制備本發明網狀生物耐久彈性體可植入器具的犧牲模具方法的方塊流程圖示意；圖IO是進行圖9所示的犧牲模具方法的設備的示意圖11是制備本發明網狀生物耐久彈性體可植入器具的雙損失蠟方法的方塊流程示意圖，與伴隨的產物剖視圖12是實施例3中制備的網狀彈性體可植入器具的掃描電子顯微照片圖^f象；和圖13是根據實施例3制備的網狀可植入器具在Sprague-Dawley大鼠的皮下組織中植入14天之后再除去的組織學幻燈片。發明詳述本發明的某些實施方案包括網狀生物耐久彈性體產物，該產物也是可壓縮的并且在它們的恢復中顯示回彈性，具有多種應用并可用于25例如血管畸形的治療，如用于動脈瘤控制、動靜脈畸形、動脈栓塞形成或其它血管異常，或作為醫藥活性劑的底物，如用于藥物遞送。因此，在此使用的術語"血管畸形"包括但不限于動脈瘤、動靜脈機能障礙、動脈栓塞形成和其它血管異常。其它實施方案涉及用于通過導管、內窺鏡、關節鏡、腹腔鏡、膀胱鏡、注射器或其它合適遞送器具在體內遞送并可以令人滿意地植入或另外曝露于活組織和流體中很長時間例如至少29天的網狀生物耐久彈性體產物。由本發明認識到，在醫藥中需要無害的可植入器具，該器具可以遞送到患者體內部位，例如人類患者的部位，可長時間占據該部位而不對宿主有害。在一個實施方案中，這些可植入器具也可以最終與組織合為一體，例如向內長入組織。長期以來一直認為各種植入物可潛控制，該血管內疾病包括潛在危脅生命的疾病，如大腦和腹主動脈瘤、動靜脈機能障礙、動脈栓塞形成或其它血管異常。需要具有可植入體系，該體系例如可以任選由于由另外阻力引起的壓降而降低血流，任選引起導致凝塊形成的立即血栓形成反應，并最終導致纖維化，即便于和刺激自然細胞向內生長和增生到血管畸形和位于血管畸形中可植入器具的空隙空間，以穩定并可能以生物正常、有效和持續方式密封這樣的結構。然而，在本發明之前，滿足這種可植入體系所有要求的材料和產物還沒有。廣而言之，本發明網狀生物耐久彈性體產物的某些實施方案包括，或如果不完全地，主要地由生物耐久聚合物彈性體形成的高度滲透性網狀基質構成，該基質是回彈可壓縮的以便在遞送到生物部位之后再回到它的形狀。在一個實施方案中，彈性體基質在化學方面具有良好特征。在另一個實施方案中，彈性體基質在物理方面具有較好特征。在另一個實施方案中，彈性體基質是在化學和物理方面具有較好特征。本發明的某些實施方案可支持細胞生長并允許體內細胞向內生長和增生并用作體內生物可植入器具，例如用于脈管炎問題的治療，其可以在體外或體內使用以提供細胞增殖的底物。在一個實施方案中，通過提供用于細胞連接、遷移、增生和/或包衣(如膠原)沉積的表面，本發明的網狀彈性體基質促進組織向內生長。在另一個實施方案中，任何類型的組織可生長入包括本發明網狀彈性體基質的可植入器具，該組織例如包括上皮組織(它包括例如鱗狀上皮、立方形上皮和柱狀上皮組織)、結締組織(它包括例如蜂窩組織、密集規則和不規則組織、網狀結締組織、脂肪組織、軟骨和骨骼)、和肌肉組織(它包括例如骨骼肌、平滑肌和心肌)、或其任何組合，例如纖維血管組織。在本發明的另一個實施方案中，包括本發明網狀彈性體基質的可植入器具可以在其基本整個互連孔體積中具有組織向內生長。在一個實施方案中，本發明包括可植入器具，該可植入器具具有足夠回彈壓縮性以由"遞送器具"，即具有用于包含彈性體可植入器具的腔的器具同時將它遞送到所需部位然后在該部位釋放，如使用導管、內窺鏡、關節鏡、腹腔鏡、膀胱鏡或注射器。在另一個實施方案中，這樣遞送的彈性體可植入器具在遞送到生物部位之后基本再回到它的形狀并具有適當的生物持續性和生物相容性特性以適于長期植入。通過對于不同功能或治療用途改變原材料和/或加工條件，可以在寬性能范圍內設計或修訂本發明彈性體基質的結構、形態和性能。不受任何特定理論的約束，本發明的目的為提供輕質持久的結構，該結構可填充生物體積或空腔并包含在整個體積中分布的足夠孔隙率，可以通過允許如下的一種或多種而滿足閉合和栓塞形成、細胞向內生長和增生、組織再生、細胞連接、藥物遞送、由固定化酶的酶作用、和特別包括共同未決申請的此處所述的其它有用方法。在一個實施方案中，本發明的彈性體基質具有足夠的回彈性以在被壓縮植入人體之后，允許基本上恢復，例如達到在至少一維上松弛構型尺寸，例如在例如25。C或37。C下的低壓縮態的至少約50%，和基質的足夠強度和流通性以用于醫藥活性劑，如藥物的受控釋放，和用于其它醫療應用。在另一個實施方案中，本發明的彈性體基質具有足夠的回彈性以在被壓縮植入人體之后，允許恢復到在至少一維上中松弛構型尺寸的至少約60°/。。在另一個實施方案中，本發明的彈性體基質具有足夠的回彈性以在被壓縮植入人體之后，允許恢復到在至少一維上松弛構型尺寸的至少約90%。在本申請中，術語"生物耐久"描述在生物環境中長時間穩定的彈性體和其它產物。當曝露于生物環境與可植入器具使用同等的時間時，這樣的產物不應當顯示斷裂或降解、浸蝕的顯著癥狀或與釆用它們有關的機械性能的顯著劣化。植入時間可以是數周、數月或數年、其中引入本發明彈性體產物，如移植物或假體的宿主產物的壽命期限或患者宿主對彈性體產物的壽命。在一個實施方案中，應理解為所需的曝露時間至少約29天。在另一個實施方案中，應理解為所需的曝露時間至少29天。在一個實施方案中，本發明的生物耐久產品也是生物相容性的。在本申請中，術語"生物相容性的"表示當植入宿主患者中時產物誘導，即使存在也是很少的少數不利生物反應。適用于"生物耐久"的相似考慮也適用于"生物相容性"的性能。擬定的生物環境可以理解為體內，例如如下患者宿主的體內，向其中植入產品或對其局部施加產品，例如哺乳動物宿主如人類或其它靈長類、寵物或運動動物、家畜或食品動物、或實驗室動物。所有這樣的用途均認為在本發明的范圍內。在此使用的"患者"是動物。在一個實施方案中，動物是鳥，包括但不限于小雞、火雞、鴨子、鵝或鵪鶉、或哺乳動物。在另一個實施方案中，動物是哺乳動物，包括但不限于奶牛、馬、綿羊、山羊、豬、貓、狗、小鼠、大鼠、倉鼠、兔子、天竺鼠、猴子和人類。在另一個實施方案中，動物是靈長類或人類。在另一個實施方案中，動物是人類。在一個實施方案中，用于本發明多孔彈性體的結構材料是合成聚合物，特別地但不專有地為耐生物降解的彈性體聚合物，例如聚碳酸酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷等。這樣的彈性體通常是疏水性的，但按照本發明，可以處理以具有較不疏水性或一定程度上親水性的表面。在另一個實施方案中，可以生產具有較不疏水或一定程度上親水的表面的這種彈性體。本發明的網狀生物耐久彈性體產物可以描述為具有"宏觀結構"和"微結構"，該術語在此以如下段落中描述的通常意義使用。"宏觀結構"表示由本發明生物耐久彈性體產物形成的制品或物品的總體物理特性，例如由制品或物品的幾何范圍描述的外圍，忽略孔或空隙；表示恰如填充孔和忽略孔內的表面積時的外表面積的"宏觀結構表面積"；由制品或物品占據的"宏觀結構體積"或簡單地"體積"，它是由宏觀結構，或簡單地"宏觀"表面積所定界的體積；和"堆積密度",它是每單位制品或物品自身體積的重量，不同于結構材料的密度。"微結構"表示構成本發明產品的生物耐久彈性體材料的內部結構的特征，例如孔尺寸；作為孔中材料表面總面積的孔表面積；和構成本發明彈性體產品某些實施方案的固體結構的支柱和交叉部分的構型。參考為方便起見以網狀泡沫特定形態的示意圖給出的圖7。圖7是說明本發明一些實施方案的微結構的一些特征和原則的方便方式。此圖不擬成為本發明彈性體產物實施方案的理想圖，也不是本發明彈性體產物特定實施方案的詳細描繪。由本說明書，或由制造在此所述的多孔彈性體產品的一種或多種本發明方法，微結構的其它特征和原理是顯然的。形態通常而言，所示多孔生物耐久彈性體基質100可尤其是具有獨特形狀的單個元件或延伸的連續或無定形實體，其微結構包括由合適生物耐久彈性體材料形成的并分散其中的網狀實心相120，或由此確定的連續互連空隙相140，后者是網狀結構的原理特征。在一個實施方案中，構成彈性體基質100的彈性體材料可以是多種材料的混合物或共混物。在另一個實施方案中，彈性體材料是單一的合成聚合物彈性體，如以下詳細所述。空隙相140在使用之前通常是空氣或氣體填充的。在使用期間，空隙相140在許多情況下但不是所有情況下由液體，例如由生物流體或體液填充。如圖7所示，彈性體基質100的實心相120具有有機結構并包括多個較薄的支柱160，該支柱160在許多交叉部分180之間延伸和互連許多交叉部分180。交叉部分180是基本的結構位置，在此三個或多個支柱160彼此相會。可以看到四個或五個或多個支柱160在交叉部分180或在其中可以看到兩個交叉部分180彼此合并的位置相會。在一個實施方案中，支柱160以三維方式在交叉部分180之間在紙平面以上和以下延伸，不偏向特定的平面。因此，一f壬何給定的支柱160可以從任何方向中的交叉部分180相對于在該交叉部分180結合的其它支柱160延伸。支柱160和交叉部分180可通常具有曲線形狀并在它們之間確定多個孔200或實心相120中的空隙空間。支柱160和交叉部分180形成互連的連續實心相。如圖7中所示，彈性體基質100的實心相120的結構組件，即支柱160和交叉部分180可以顯現為具有一定程度的層狀構型，好象一些是從單一片切割的，應理解為此外觀可部分歸功于在二維圖中表示復雜三維結構的難度。支柱160和交叉部分180可具有且在許多情況下會具有非層狀形狀，該非層狀形狀包括圓形、橢圓形和非圓形橫截面形狀并且可以沿特定結構的面積變化的橫截面，例如它們可以漸變到更小和/或更大的橫截面同時沿它們最大的尺寸穿過。少數孔200可以具有也稱為"窗"或"窗格"的結構材料泡孔壁如泡孔壁220。這樣的泡孔壁到如下程度是不希望的它們阻塞流體的通路和/或組織通過孔200的增殖和增生。在一個實施方案中，泡孔壁"0可以在合適的工藝步驟，如以下討論的成網中除去。除在宏觀結構表面的邊界末端以外，在圖7所示的實施方案中，彈性體基質100的實心相120包括，即使存在也是很少的少數幾個自由端、盲端或突出的"支柱狀"結構，該結構從支柱160或交叉部分180延伸但不連接到另一個支柱或交叉部分。然而，在另外的實施方案中，實心相120可具有多個這樣的原纖維(未顯示)，例如每個支柱16G或交叉部分180約1-約5個原纖維。30在一些應用中，這樣的原纖維可以例如用于它們提供的另外表面積。然而，這樣的突出或突起結構可阻礙或限制通過孔200的流動。可以認為支柱160和交叉部分180消除組成空隙相140的孔200的形狀和構型(或反之亦然)。在可以離散識別的范圍內:，許多孔200開啟進入和連通著至少兩個其它孔200。在交叉部分180，可以考慮三個或多個孔200為相會和互相連通。在某些實施方案中，空隙相140在整個彈性體基質100中是連續的或基本連續的，意味著即使存在也很少的閉合孔200。這樣的閉合孔200表示有效體積的損失并可阻礙有用流體通向彈性體基質100的內部支柱和交叉結構16和18的路徑。在一個實施方案中，這樣的閉合孔200(如果存在的話)構成小于約15體積y。的彈性體基質ioo。在另一個實施方案中，這樣的閉合孔200(如果存在的話)構成小于約5體積°/。的彈性體基質100。在另一個實施方案中，這樣的閉合孔200(如果存在的話)構成小于約2體積％的彈性體基質100。閉合孔200的存在可以由如下效應注意到通過彈性體基質100的流體體積流量的降低和/或細胞向內生長和增生入彈性體基質100中的降低。在另一個實施方案中，彈性體基質100是網狀的。在另一個實施方案中，彈性體基質ioo是基本網狀的。在另一個實施方案中，彈性體基質ioo是完全網狀的。在另一個實施方案中，彈性體基質100被除去許多泡孔壁220。在另一個實施方案中，彈性體基質100被除去大多數泡孔壁220。在另一個實施方案中，彈性體基質IOO被除去基本所有的泡孔壁220。在另一個實施方案中，可以描述為網狀的實心相120包括實心結構如支柱160和交叉部分180的連續網絡，而沒有任何顯著的終端、隔離區或間斷，除在彈性體基質的邊界以外，在該網絡中一根假想線可以在網絡中的一個點完全通過實心相120的材料到達網絡中的任何其它點。在另一個實施方案中，空隙相140也是空隙空間的連續網絡，或氣體或液體的互連通流體通路，該流體通路延伸遍及彈性體基質100的實心相120結構并且由彈性體基質IOO的實心相120結構限定(或限定后者)和通到所有它的外部表面。在其它實施方案中，如上所述，僅存在幾個、基本沒有、或沒有閉合或閉合孔200，這些孔不與空隙網絡中的至少一個其它孔200連通。在此空隙相網絡中，假想線也可以在網絡中的一個點完全通過空隙相140到達網絡中的任何其它點。與本發明的目的一致，在一個實施方案中，當彈性體基質100在合適的體內位置停留一定時間時，構造彈性體基質IOO的微結構允許或促進對實心相120表面的細胞粘合，在其上形成新內膜以及細胞和組織向內生長和增生入空隙相140的孔200。在另一個實施方案中，對于一些目的，這樣的細胞或組織向內生長和增生可包括纖維化，可發生，或被促進不僅僅進入孔200的外部層，而且進入彈性體基質100的最深內部和遍及彈性體基質100。因此，在此實施方案中，由彈性體基質100占據的空間完全由形式為纖維變性、疤痕或其它組織的細胞和組織向內生長和增生填充，當然由彈性體實心相120占據的空間除外。在另一個實施方案中，本發明的可植入器具起作用使得向內生長的組織，例如通過支持性微脈管系統的延長存在來保持生機。為此目的，特別就空隙相140的形態而言，在一個實施方案中彈性體基質IOO是網狀的，具有開放的互連孔。不受任何特定理論的約束，相信此允許彈性體基質100內部由體液，如血液的自然沖灌，這甚至發生在細胞群體居于彈性體基質100的內部之后，以通過向其提供營養素和從其除去廢物而維持該群體。在另一個實施方案中，彈性體基質IOO是網狀的具有特定尺寸范圍的開放互連孔。在另一個實施方案中，彈性體基質IOO是網狀的具有尺寸范圍分布的開放互連孔。希望選擇彈性體基質100的各種物理和化學參數，這些參數包括特別是以下所述的參數，以促進根據彈性體基質IOO希望用于的特定應用的細胞向內生長和增生。應理解的是，提供內部細胞灌洗的彈性體基質100的這種結構是流體滲透性的并且也可提供通過和到達基質內部的流體路徑，用于細胞沖洗以外的目的，例如用于醫藥活性劑，如藥物，或其它生物有用材料的洗脫。這樣的材料可以任選固定到彈性體基質ioo的內表面。在本發明的另一個實施方案中，氣相12可以填充或接觸可遞送的治療氣體，例如殺菌劑如臭氧或創傷修補劑如一氧化氮，條件是密封宏觀結構表面，例如通過可生物吸收的膜，以在植入的產品中包含氣體直到膜侵蝕，釋放氣體以提供局部治療或其它效果。本發明的有用實施方案包括一定程度上隨機的結構，如圖7所示，其中支柱160、交叉部分180和孔200的形狀和大小顯著變化，并且也顯示如下情況的更有序結構實心相和空隙相的三維互相滲透的所述特征、結構復雜性和高流體滲透率。這樣的更有序結構可以由本發明的方法產生，如以下進一步所述。多孔性空隙相140可構成少至50體積％的彈性體基質100,指的是在施加任何任選內部孔表面涂層或層之前由彈性體基質100空隙空間提供的體積。在一個實施方案中，剛剛定義的空隙相140的體積是彈性體基質100的約70體積％-約99體積％。在另一個實施方案中，空隙相140的體積是彈性體基質100的約80體積％-約98體積％。在另一個實施方案中，空隙相140的體積是彈性體基質100的約90體積％-約98體積％。如在此所用的那樣，當孔是球形或基本球形時，它的最大橫向尺寸等于孔的直徑。當孔是非球形，例如橢圓形或四面體時，它的最大橫向尺寸等于孔中從一個孔表面到另一個的最大距離，如對于橢圓孔的主軸長度或對于四面體孔的最長邊長度。在此使用的"平均直徑或其它最大橫向尺寸"表示球形或基本球形孔的數均直徑，或表示非球形孔的數均最大橫向尺寸。在涉及血管畸形應用等的一個實施方案中，為促進細胞向內生長和增生并提供適當的流體滲透率，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸是至少約lOO)am。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸是至少約150jim。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸是至少約250pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約250pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于250nm。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸是至少約275pm。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約275jim。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于275|im。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸是至少約300pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約300|_im。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸大于300,。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約900|am。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約850nm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約800fim。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約700j^m。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約600pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約500jam。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約100pm-約900pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約10(Vm-約850nm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約100pm-約800nm。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約100fim-約700pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約150jain-約600jim。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約200pm-約500pm。在另一個實施方案中，孑L200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250ium-約900jam。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約"Onm-約850pm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約800jum。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約700jim。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約600nm。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275|am-約900prn。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275nm-約850(im。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275pm-約800jam。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275nm-約700^n。在另一個實施方案中，孔200的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275pm-約600pm。孔徑、孔徑分布、表面積、氣體滲透率和液體滲透率可以由本領域技術人員已知的常規方法測量。一些測量方法，如由A.Jena和K.Gupta總結于"過濾介質孔結構特性評價的先進技術以優化它們的設i十和小生能(AdvancedTechnologyforEvaluationofPoreStructureCharacteristicsofFiltrationMediatooptimizeFheirDesignandPerformance)"，在www.pmjapp.com/papers/index,html得到，并總結于公開文獻"孔體積，孔徑和液體滲透率測定的新穎無汞技術11(ANovelMercuryFreeTechniqueforDeterminationofPoreVolume,PoreSizeandLiquidPermeability)。可用于進行這樣測定的設備包括毛細管流動氣孔計和液體擠出孔隙率測定儀，每個設備購自PorousMaterials,Inc.(Ithaca,NY)。大小和形狀可以采用任何所需的大小和形狀制造彈性體基質100。本發明的益處是彈性體基質IOO適于從批量原料通過細分這樣的批量原料，如通過切割、模沖壓、激光切斷、或壓縮模塑進行大量生產。在一個實施方案中，細分批量原料可以使用受熱表面進行。本發明的進一步益處是彈性體基質100的形狀和構型可以較寬地變化和可以容易地適于所需的解剖學形態。彈性體基質100的大小，形狀，構型和其它相關詳細情況可以按照特定的應用或患者定制或為了大量生產而標準化。然而，經濟考慮有利于標準化。為此目的，彈性體基質ioo可以嵌入包括不同大小和形狀的彈性體可植入器具片的試劑盒中。同樣，如在本說明書中別處所討論的那樣和如在共同未決申請中公開的那樣，多個，如兩個、三個或四個單個彈性體基質100可以用作單一目標生物部位的可植入器部位的治療而共同起作用。執行過程的從業者，他們可以是外科醫生或其它醫務或獸醫從業者，研究人員等，然后可從可利用的范圍選擇一種或多種可植入器具以用于具體的治療，例如，如在共同未決申請中描述的那樣。例如，彈性體基質100的最小尺寸可以小至lmm和最大尺寸大至100mm或甚至更大。然而，在一個實施方案中設想希望用于植入的這樣尺寸的彈性體基質IOO具有伸長的形狀，如圓柱體、棒、管的形狀或伸長棱形形狀，或折迭、巻曲、螺旋或其它更致密的構型。相比較，小至lmm的尺寸可以是伸長形狀或帶狀或片狀可植入器具的橫向尺寸。在另外的實施方案中，具有球形、立方體、四面體、曲面或其它形式的，當與任何其它尺寸相比較時不具有基本伸長尺寸和直徑或其它最大尺寸為約lmm-約100mm的彈性體基質100可具有，例如，用于血管閉合的功用。在另一個實施方案中，具有這樣形式的彈性體基質100的直徑或其它最大尺寸為約3mm-約20mm。對于大多數可植入器具應用，彈性體基質100的宏觀結構大小包括如下實施方案致密的形狀如球、立方體、棱錐體、四面體、圓錐體、圓柱體、梯形、平行六面體、橢圓體、紡錘體、管子或套管，和橫向尺寸為約lmm-約200mm(在另一個實施方案中，這些橫向尺寸為約5mm-約100mm)的許多較不規則形狀；厚度為約lmm-約20mm(在另一個實施方案中，這些厚度為約lmm-約5mm)和側向尺寸為約5mm-約200mm(在另一個實施方案中，這些側向尺寸為約10mm-約100mm)的片狀或條狀形狀。對于血管畸形的治療，本發明的優點是可以有效地采用可植入彈性體基質組件而沒有緊密符合血管畸形構型的任何需要，該構型可能通常是復雜的和難以模型化。因此，在一個實施方案中，本發明的可植入彈性體基質組件具有顯著不同和更簡單的構型例如，如在共同未決申請中所述。此外，在一個實施方案中，本發明的可植入器具，或多個可植入器具，如果使用多于一種，應當不完全填充動脈瘤或其它血管畸形，即使當完全原位膨脹時。在一個實施方案中，本發明的完全膨脹的可植入器具的尺寸小于血管畸形和在血管畸形中提供足夠的空間以保證血管化，細胞向內生長和增生，和用于血液到可植入器具的通路。在另一個實施方案中，本發明的完全膨脹的可植入器具的尺寸與血管畸形基本相同。在另一個實施方案中，本發明的完全膨脹可植入器具的尺寸大于血管畸形。在另一個實施方案中，本發明的完全膨脹可植入器具的體積小于血管畸形。在另一個實施方案中，本發明的完全膨脹可植入器具的體積與血管畸形基本相同。在另一個實施方案中，本發明的完全膨脹可植入器具的體積大于血管畸形。一些有用的可植入器具形狀可近似目標血管畸形的一部分。在一個實施方案中，將可植入器具成形為相對簡單的凸面，盤狀或半球形或半橢圓體形狀和對于治療不同患者中多個不同部位適當的大小。設想，在另一個實施方案中，甚至當它們的孔由生物流體、體液和/或組織在時間進程中填充時，用于血管畸形應用等的這樣可植入器具不完全填充其中它們位于的生物部位，和單個植入的彈性體基質100的體積，在許多情況下，盡管不必須，不大于到其入口中的50%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質100的體積不大于到其入口中的75%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質100的體積不大于到其入口中的95%生物部位。在另一個實施方案中，當它們的孔由生物流體、體液和/或組織在時間進程中填充時，用于血管畸形應用等的這樣可植入器具基本填充其中它們位于的生物部位，和單個植入的彈性體基質100的體積，在許多情況下，盡管不必須，不大于到其入口中的約100%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質IOO的體積不大于到其入口中的約98%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質100的體積不大于到其入口中的約102%生物部位。在另一個實施方案中，當它們的孔由生物流體、體液和/或組織在時間進程中填充時，用于血管畸形應用等的這樣可植入器具過度填充其中它們位于的生物部位，和單個植入的彈性體基質100的體積，在許多情況下，盡管不必須，大于到其入口中的約105%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質100的體積大于到其入口中的約125%生物部位。在另一個實施方案中，單個植入的彈性體基質100的體積大于到其入口中的約150°/。生物部位。彈性體基質100的進一步另外形狀包括用于末端脈管閉合，毛細管封閉和其它目的的栓塞或粒子，該栓塞通常具有球形或其它所需的形狀，和平均尺寸小于約1mm，例如約10jim-約500|am。在另一個實施方案中，栓子通常具有球形或其它所需的形狀，和小于約lmm的窄分布的平均尺寸。這樣的栓塞可以是多孔的，如彈性體基質100,如在此通常所述的，為實心或中空的。較好表征的彈性體和彈性體可植入器具單獨，或以共混物或溶液組合用作彈性體基質100的結構材料的彈性體，在一個實施方案中，是具有合適機械性能的較好表征的合成彈性體聚合物，將該聚合物關于化學，物理或生物性能足夠表征以考慮為生物耐久和適于在患者中，特別地在哺乳動物和特別地在人類中用作體內可植入器具。在另一個實施方案中，將用作彈性體基質100的結構材料的彈性體關于化學，物理或生物性能足夠表征以考慮為生物耐久和適于在患者中，特別地在哺乳動物和特別地在人類中用作體內可植入器具。彈性體基質物理性能彈性體基質100可具有與它的其它性能一致的任何合適的堆密度，該堆密度也稱為比重。例如，在一個實施方案中，按照ASTM標準D3574中所述測試方法測量的堆密度可以是約0.005g/cc-約0.15g/cc(約0.31lb/ft3-約9.4lb/ft3)。在另一個實施方案中，堆密度可以是約0.008g/cc-約0.127g/cc(約0.51b/ft3-約8lb/ft3)。在另一個實施方案中，堆密度可以是約0.015g/cc-約0.115g/cc(約0.93lb/fV-約7.2lb/ft3)。在另一個實施方案中，堆密度可以是約0.024g/cc-約0.104g/cc(約1.5lb/f-約6.5lb/ft3)。彈性體基質100可具有與它的其它性能一致的任何合適的微觀表面積。本領域技術人員，例如，從多孔材料的曝露平面，可通常從孔頻率，例如，每線性毫米的孔數目，預測微觀表面積，和通常從以nm計的平均細胞側直徑預測孔頻率。其它合適的物理性能對本領域技術人員是顯然的，或將成為顯然的。彈性體基質機械性能在一個實施方案中，網狀彈性體基質100具有足夠的結構整體性以自支撐和體外自立。然而，在另一個實施方案中，彈性體基質100可裝配結構支撐物如肋條或支柱。網狀彈性體基質100具有足夠的拉伸強度使得它可在它希望的應用期間和在后加工步驟期間承受正常的手動或機械處理，所述步驟可能是所要求或需要的，且其條件是不發生撕裂，斷裂，破碎，碎裂或另外分解，脫落片或粒子，或另外損失它的結構整體性。原材料的拉伸強度應當不太高以致干擾彈性體基質100的制造或其它加工。因此，例如，在一個實施方案中網狀彈性體基質100的拉伸強度可以為約700kg/m2-約52，500kg/m2(約lpsi-約75psi)。在另一個實施方案中，彈性體基質100的拉伸強度可以為約700kg/n^-約21，000kg/m2(約lpsi-約30psi)。足夠的最終拉伸伸長率也是所需的。例如，在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100的最終拉伸伸長率為至少約150%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的最終拉伸伸長率為至少約200%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的最終拉伸伸長率為至少約500%。用于本發明實施的一個實施方案是網狀彈性體基質ioo，該網狀彈性體基質ioo是足夠柔韌和回彈性的，即回彈可壓縮的以使得它能夠在環境條件，如在25。C下從松弛構型初始壓縮到第一致密構型，用于通過遞送器具，如導管、內窺鏡、注射器、膀胱鏡、套針或其它合適的引入儀器遞送，用于體外遞送，其后原位膨脹到第二工作構型。此外，在另一個實施方案中，彈性體基質在被壓縮初始尺寸的約5-95%(如壓縮初始尺寸的約19/20-1/20)之后具有在此所述的回彈壓縮性。在另一個實施方案中，彈性體基質在被壓縮初始尺寸的約10-90%(如壓縮初始尺寸的約9/10-1/10)之后具有在此所述的回彈壓縮性。如本文所用，當第二工作構型體外是在至少一維上松弛構型尺寸的至少約50°/。時，彈性體基質IOO具有"回彈壓縮性"，即是"回彈可壓縮的"。在另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型在體外是在至少一維上松弛構型尺寸的至少約80%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型在體外是在至少一維上松弛構型尺寸的至少約90%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型在體外是在至少一維上松弛構型尺寸的至少約97%。在另一個實施方案中，彈性體基質在被壓縮它初始體積的約5-95%(如壓縮它初始體積的約19/20-1/20)之后具有在此所述的回彈壓縮性。在另一個實施方案中，彈性體基質在被壓縮它初始體積的約10-90°/。(如壓縮它初始體積的約9/10-1/10)之后具有在此所述的回彈壓縮性。在此使用的"體積"是由彈性體基質最外三維輪廓掃描出的體積。在另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型體內是由松弛構型占據的體積的至少約50%。另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型體內是由松弛構型占據的體積的至少約80%。另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型體內是由松弛構型占據的體積的至少約90°/。。另一個實施方案中，彈性體基質100的回彈壓縮性使得第二工作構型體內是由松弛構型占據的體積的至少約97%。在另一個實施方案40中，彈性體基質100可以由開放性外科操作插入。在一個實施方案中，網狀彈性體基質100在50%壓縮應變下的壓縮強度為約700-約140，000kg/r^(約l-約200psi)。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100在50%壓縮應變下的壓縮強度為約700-約35，000kg/m2(約1-約50psi)。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100在50%壓縮應變下的壓縮強度為約700-約21，000kg/m、約l-約30psi)。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100在75%壓縮應變下的壓縮強度為約7，000-約210，000kg/m2(約10-約300psi)。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100在75%壓縮應變下的壓縮強度為約7，000-約70，000kg/m2(約IO-約100psi)。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100在75°/。壓縮應變下的壓縮強度為約7,000-約28，000kg/m2(約IO-約40psi)。在另一個實施方案中，當在約25。C下壓縮到它厚度的50%，即按照ASTMD3574時，網狀彈性體基質100的壓縮永久變形不大于約30%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的壓縮永久變形不大于約20%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的壓縮永久變形不大于約10%。在另一個實施方案中，彈性體基質100的壓縮永久變形不大于約5%。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質100按照ASTM標準D3574中所述測試方法測量的撕裂強度為約0.18-約1.78kg/線性cm(約1-約10磅/線性英寸)。表1總結了可應用于網狀彈性體基質100的實施方案的機械性能和其它性能。另外的合適機械性能對本領域技術人員是顯然的，或成為顯然的。表1:網狀彈性體基質100的性能<table>tableseeoriginaldocumentpage41</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage42</column></row><table>在此所述的多孔材料的機械性能，如果不另外說明，可以根據題目為"用于軟質多孔材料-板，粘合和模塑聚氨酯泡沫的標準測試方法"的ASTMD3574-01,或由本領域技術人員已知為適當的其它這樣方法測量。此外，如果在聚合反應之后而不是期間要向用于彈性體基質100的彈性體賦予多孔性，對于聚合后成形和制造也需要良好的加工性能。例如，在一個實施方案中，彈性體基質IOO具有低軲性。生物持續性和生物相容性在一個實施方案中，彈性體是足夠生物耐久的以適于在患者，如動物或人類中長期植入。生物耐久彈性體和彈性體基質具有化學，物理和/或生物性能，以提供生物持續性的合理期望值，意味著彈性體當植入動物，如哺乳動物至少29天的持續時間時顯示穩定性。長期植入的希望持續時間可根據特定的應用而變化。對于許多應用，可能要求顯著較長的植入時期和對于這樣的應用可能需要生物持續性至少6,"或24個月，或多至5年的時期。特別有益的是彈性體在患者的壽命內可以認為是生物耐久的。彈性體基質100用于治療顱側動脈瘤的實施方案的可能用途的情況下，由于這樣的疾病自身可能在反而年輕的人類患者中存在，也許在他們三十歲時，所以超過50年的生物持續性可能是有利的。在另一個實施方案中，植入時期對于細胞向內生長和增生開始至少是足夠的，例如，至少約4-8周。在另一個實施方案中，通過顯示為具有這樣的化學，物理和/或生物性能以提供生物持續性的合理期望值，彈性體足夠較好地表征適于長期植入，意味著當植入希望的時期時彈性體持續顯示生物持續性。不由任何特定的理論約束，可以通過選擇生物耐久聚合物作為用于制備本發明網狀彈性體基質的犧牲模具或冷凍干燥方法的可流動材料的聚合物組分，改進本發明彈性體基質的生物持續性。此外，改進由包括聚合，交聯，發泡和成網的方法形成的彈性體基質生物持續性的另外考慮包括，是生物耐久的開始組分的選擇，和那些組分的化學計量比，使得彈性體基質保留它的組分的生物持續性。例如，可以通過最小化如在患者體液溫度和pH下易于發生水解的化學鍵和基團，如酯基團的存在和形成改進彈性體基質生物持續性。作為進一步的例子，可以在交聯和發泡之后進行超過約2小時的固化步驟以最小化游離胺基團在彈性體基質中的存在。另外，重要的是，最小化可在彈性體基質制備過程期間發生的降解，如由于對剪切或熱能量的曝露而發生，例如，可以在混合，溶解，交聯和/或發泡期間，由本領域技術人員已知的方法而發生。如先前討論的那樣，生物耐久彈性體和彈性體基質在生物環境中穩定延長的時間。當曝露于生物環境和/或身體應力與該使用同等的時間時，這樣的產品不顯示破裂，降解，侵蝕的顯著癥狀或與它們使用相關的機械性能的顯著劣化。然而，一些數量的裂紋，裂隙或韌性和硬化損失和-在稱為ESC或環境應力開裂的時間-可能與在此所述的血管內和其它用途相關。許多體內應用，如當彈性體基質100用于血管異常的治療時，曝露它于較少，如果存在的話，機械應力和因此，不可能產生導致嚴重的患者后果的機械故障。因此，由于當內皮增生，包嚢和細胞向內生長和增生進行時彈性體性能變得較不重要，ESC的不存在可能對于在本發明希望的這樣應用中的合適彈性體的生物耐用性而言不是必要條件。此外，在某些植入應用中，可以預料彈性體基質IOO會在時間進程中例如，在2周到l年內由組織、疾痕組織等成壁或包嚢，或引入和完全集合入，如修復的組織或治療的腔體。在此狀況下，彈性體基質100具有對移動或循環生物流體的降低的曝露。因此，如果不消除的話，也可能減弱不希望的、可能有害的產物的生物化學降解或釋放進入宿主有機體的可能性。在一個實施方案中，彈性體基質具有良好的生物持續性伴隨著良好的生物相容性，使得彈性體誘導，如果有的話，也是幾乎沒有的體內不利反應。為該目的，在關于應用的另一個實施方案中，本發明是，當裝入希望的植入部位希望的植入時間時，不含生物不希望的或危險的、體內可誘導這樣不利反應或效應的物質或結構的彈性體或其它材料。這樣的彈性體因此應當完全缺乏或應當僅包含非常低的、生物可容忍數量的細胞毒素，誘變劑，致癌物和/或致畸物。在另一個實施方案中，關于要用于彈性體基質100制造的彈性體的生物持續性的生物特性包括如下的至少一種耐生物降解性，和不存在或特別低的細胞毒性、血毒性、致癌性、致突變性、或致畸性。本發明的方法方面現在參考圖8，顯示的簡要方塊流程圖給出根據本發明的方法的充分概述，因此包括生物耐久、多孔、網狀彈性體基質100的可植入器種;備。"'、5、'、'^在第一種途徑中，通過使用如在它們制備期間采用的發泡劑或試特別地，原材料400，它可包括例如，多元醇組分，異氰酸酯，任選交聯劑，和任何所需的添加劑如表面活性劑等，用于合成所需的彈性體聚合物，具有或沒有顯著發泡或其它孔產生活性的聚合步驟420。選擇原材料以提供所需的機械性能和提高生物相容性和生物持續性。然后將步驟"0的彈性體聚合物產物在步驟480中表征為化學性質和純度，物理和機械性能，和任選表征為所有如上所述所有的生物特性，得到較好表征的彈性體500。任選，表征數據可用于控制或改進步驟420以改進工藝或產物，如由叉狀箭頭510所示。選擇彈性體500為溶劑溶解性的，例如通過保證它不是交聯的，使得能夠及時分析彈性體500以用于有效的工藝控制和產物表征。或者，在第二途徑中，可以選擇用于原材料400的彈性體聚合物試劑，以避免不利的副產物或殘余物，和如需要，精制的步驟520。然后將聚合物合成，步驟540在選擇和精制的原材料上進行以避免不利副產物或殘佘物的產生。然后表征步驟540中生產的彈性體聚合物，步驟560,如對于步驟480所述，以促進高質量，較好限定的產物，較好表征的彈性體500的生產。在另一個實施方案中，如由叉狀箭頭580所示反饋表征結果用于工藝控制，以促進高質量，較好限定的產物，較好表征彈性體500的生產。按照第三種途徑，將較好表征的彈性體500從原材料400產生和由商業銷售商600提供到工藝設施。將這樣的彈性體按照已知方法合成和隨后變成多孔的。此類型的例示彈性體是BIONATE⑤80A聚氨酯彈性體。如由用于聚合反應或用于聚合后步驟的發泡劑，可以使彈性體500變成多孔的。本發明在一個實施方案中，提供包括聚合物成分的網狀生物耐久彈性體基質，為了生物醫學植入的目的具體設計該基質。它包括生物耐久聚合物材料，和由避免化學改變聚合物，不希望的副產物、和包括不希望的未反應原材料的殘渣的形成的一種方法或多種方法制備。在一些情況下，由于如不希望的未反應原材料或不希望的副產物的存在，包括聚氨酯的和由已知技術產生的泡沫可能不適于長期血管內，矯形外科和相關應用。在一個實施方案中，較好表征的彈性體500是熱塑性的及維卡軟化溫度小于約120。C和具有便于溶劑或熔體加工的分子量。在另一個實施方案中，較好表征的彈性體500是熱塑性的及維卡軟化溫度小于約IO(TC和具有便于溶劑或熔體加工的分子量。可通常將彈性體500以分開的形式在此階段，如作為粒料提供以促進隨后的加工。在成孔步驟，步驟620中使較好表征的彈性體500變成多孔的，得到多孔彈性體640。在一個實施方案中，步驟620采用不留下不希望的殘余物，如對生物持續性不利的殘余物，和不改變彈性體500化學的方法。在另一個實施方案中，可以將多孔生物耐久彈性體640采用溶劑，例如揮發性有機物如己烷或異丙醇洗滌，和空氣干燥。制造步驟620可包括更復雜或較不復雜的模塑步驟或特征，例如以多孔生物耐久彈性體640的條、巻、塊等形式提供批量原料。多孔生物耐久彈性體640可用于制造彈性體基質IOO,例如如需要通過切割到所需的形狀和大小。在另一個實施方案中，要用于制造彈性體基質100的彈性體生物持續性的化學特性包括如下的一種或多種良好的氧化穩定性；沒有或基本沒有易于發生生物降解的鍵，例如聚醚鍵或可水解酯鍵的化學，這些鍵可以通過將聚醚或聚酯多元醇組分引入聚氨酯而引進；相對精煉或精制的和沒有、或基本沒有不利雜質，反應物，副產物的化學方面意義明確的產物；低聚物等；除非彈性體是交聯的，界限分明的分子量；和除非，當然彈性體是交聯的，在生物相容性溶劑中的溶解度。在另一個實施方案中，關于要用于彈性體基質100制造的彈性體的生物持續性的相關特性工藝，該工藝指的是用于實心相120的彈性體制備的工藝，包括如下的一種或多種工藝再現性；用于產物一致性的工藝控制；和不利雜質，反應物，副產物，低聚物等的避免或基本脫除。在某些實施方案中，仔細設計和控制以上討論的本發明的生孔，成網和其它聚合后工藝以避免改變聚合物的化學。為此目的，在某些實施方案中，本發明的方法避免引入不希望的殘余物或另外不利地影響原材料的所需生物持續性性能。在另一個實施方案中，可以將原材料進一步加工和/或表征以提高，提供或證明與生物持續性相關的性能。在另一個實施方案中，彈性體的必須性能可以表征為適當的和可以按照本發明的教導，適應或控制工藝特征以提高生物持續性。來自彈性體聚合，交聯和發泡的彈性體基質在進一步的實施方案中，本發明提供多孔生物耐久彈性體和聚合，交聯和發泡該彈性體的方法，該方法可用于生產在此所述的生物耐久網狀彈性體基質。在另一個實施方案中，成網如下。更特別地，在另一個實施方案中，本發明提供制備生物耐久彈性體聚氨酯基質的方法，該方法包括從聚碳酸酯多元醇組分和異氰酸酯組分由聚合，交聯和發泡合成基質，因此形成孔，隨后進行泡沫的成網以提供網狀產物。產物稱為聚碳酸酯聚氨酯，是包括從，如聚碳酸酯多元醇組分的幾基和異氰酸酯組分的異氰酸酯基團形成的氨基曱酸酯基團的聚合物。在此實施方案中，方法釆用受控化學以提供具有良好生物持續性特性的網狀彈性體產物。按照本發明，采用其中避免生物不希望的或有害組分的化學進行聚合以提供泡沫產物。在一個實施方案中，作為一種原材料，方法釆用至少一種多元醇組分。對于本申請的目的，術語"多元醇組分"包括下述分子，該分子包括平均約2個羥基每個分子，即二官能多元醇或二醇，以及包括平均大于約2個羥基每個分子的那些分子，即多元醇或多官能多元醇。例示的多元醇可包括平均約2-約5個幾基每個分子。在一個實施方案中，作為一種原材料，方法釆用二官能多元醇組分。在此實施方案中，由于二醇的羥基官能度是約2,它不提供所謂的具有軟鏈段交聯的"軟鏈段"。在另一個實施方案中，作為多元醇組分的一種原材料，方法以足夠的數量采用多官能多元醇組分以提供受控軟鏈段交聯度。在另一個實施方案中，方法提供足夠的軟鏈段交聯以得到穩定的泡沫。在另一個實施方案中，軟鏈段由多元醇組分組成，該組分通常為相對低的分子量，典型地約1，000-約6，000道爾頓。因此，這些多元醇通常是液體或低熔點固體。此軟鏈段多元醇由伯羥基或仲幾基封端。在另一個實施方案中，軟鏈段多元醇組分含有約2個羥基每個分子。在另一個實施方案中，軟鏈段多元醇組分含有大于約2個羥基每個分子，一些多元醇分子要求多于2個羥基每個多元醇分子以賦予軟鏈段交聯。在一個實施方案中，在多元醇組分中每個分子的羥基的平均數目是約2。在另一個實施方案中，在多元醇組分中每個分子的羥基的平均數目大于約2。在另一個實施方案中，在多元醇組分中每個分子的羥基的平均數目大于2。在一個實施方案中，多元醇組分包括叔碳鍵。在一個實施方案中，多元醇組分包括多個叔碳鍵。在一個實施方案中，多元醇組分是聚醚多元醇、聚酯多元醇、聚47碳酸酯多元醇、烴多元醇、聚硅氧烷多元醇、聚(醚-共-酯)多元醇、聚(醚-共-碳酸酯)多元醇、聚(醚-共-烴)多元醇、聚(醚-共-硅氧烷)多元醇、聚(酯-共-碳酸酯)多元醇、聚(酯-共-烴)多元醇、聚(酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇、或其混合物。聚醚類型多元醇是，如環氧烷烴如環氧乙烷或環氧丙烷，與二醇或多羥基醇的低聚物，后者以導致大于2的羥基官能度以允許軟鏈段交聯。聚酯類型多元醇是，如羧酸與二醇或三醇的反應產物，如己二酸乙二醇酯、己二酸丙二醇酯、己二酸丁二醇酯、己二酸二甘醇酯、鄰苯二甲酸酯、聚己內酯和蓖麻油的低聚物。當反應物包括羥基官能度大于2的那些，如多羥基醇時，軟鏈段交聯是可能的。聚碳酸酯類型多元醇是生物耐久的和典型地來自一種類型烴二醇或，對于多種二醇而言，每種具有在羥基之間不同烴鏈長度的烴二醇與碳酸酯單體的反應。在相鄰碳酸酯之間的烴鏈長度與原始二醇的經鏈長度相同。例如，二官能聚碳酸酯多元醇可以由如下方式制備反應1，6-己二醇與碳酸鹽，如碳酸氬鈉以提供聚碳酸酯類型多元醇1，6-己二醇碳酸酯。此反應的市售產物的分子量為約1,000-約5，000道爾頓。如果聚碳酸酯多元醇在25。C下為固體，它典型地在進一步加工之前熔融。或者，在一個實施方案中，液體聚碳酸酯多元醇組分可以從烴二醇的混合物，如1，6-己二醇、環己基二甲醇和1,4-丁二醇的所有三元或任意二元組合制備。不由任何特定的理論約束，認為爛二醇的這樣混合物破壞產物聚碳酸酯多元醇組分的結晶度，使得它在25。C下為液體和因此，在包括它的泡沫中，得到相對更軟的泡沫。當用于生產聚碳酸酯多元醇的反應物包括羥基官能度大于2的那些，如多羥基醇，時軟鏈段交聯是可能的。每個分子羥基的平均數目大于2的聚碳酸酯多元醇，如聚碳酸酯三醇，可以通過使用，例如，己三醇，在聚碳酸酯多元醇組分的制備中制備。為制備液體聚碳酸酯三醇組分，與其它含羥基材料例如，環己基三甲醇和/或丁三醇的混合物可以與碳酸酯以及己三醇反應。商業烴類型多元醇典型地來自二烯烴與乙烯基單體的自由基聚合，因此，它們典型地是二官能的羥基封端材料。聚硅氧烷多元醇是，包括羥基端基的如烷基和/或芳基取代硅氧烷如二甲基硅氧烷、二苯基硅氧烷或甲基苯基硅氧烷的低聚物。每個分子羥基的平均數目大于2的聚硅氧烷多元醇，如聚硅氧烷三醇，可以通過使用，例如，曱基羥甲基硅氧烷，在聚硅氧烷多元醇組分的制備中制備。當然，不需要限制特定類型的多元醇于從單一單體單元形成的那些。例如，聚醚類型多元醇可以從環氧乙烷和環氧丙烷的混合物形成。另外，在另一個實施方案中，共聚物或共聚多元醇可以從任何以上的多元醇由本領域技術人員已知的方法形成。因此，可以使用如下二元組分多元醇共聚物聚(醚-共-酯)多元醇、聚(醚-共-碳酸酯)多元醇、聚(醚-共-烴)多元醇、聚(醚-共-硅氧烷)多元醇、聚(酯-共-碳酸酯)多元醇、聚(酯-共-烴)多元醇、聚(酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇和聚(烴-共-硅氧烷)多元醇。例如，聚(醚-共-酯)多元醇可以從與包括己二酸乙二醇酯的聚酯單元共聚的從環氧乙烷形成的聚醚單元形成。在另一個實施方案中，共聚物是聚(醚-共-碳酸酯)多元醇、聚(醚-共-烴)多元醇、聚(醚-共-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，共聚物是聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，共聚物是聚(碳酸酯-共-烴)多元醇。例如，聚(碳酸酯-共-烴)多元醇可以通過聚合1，6-己二醇、1，4-丁二醇和爛類型多元醇與碳酸酯形成。在另一個實施方案中，多元醇組分是聚醚多元醇、聚碳酸酯多元醇、烴多元醇、聚硅氧烷多元醇、聚(醚-共-碳酸酯)多元醇、聚(醚-共-烴)多元醇、聚(醚-共-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，多元醇組分是聚碳酸酯多元醇、烴多元醇、聚硅氧烷多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，多元醇組分是聚碳酸酯多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，多元醇組分是聚碳酸酯多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，多元醇組分是聚碳酸酯多元醇。此外，在另一個實施方案中，多元醇和共聚多元醇的混合物、摻合物和/或共混物可用于本發明的彈性體基質。在另一個實施方案中，改變多元醇的分子量。在另一個實施方案中，改變多元醇的官能度。在另一個實施方案中，由于二官能聚碳酸酯多元醇或二官能烴多元醇它們自身不能誘導軟鏈段交聯，通過使用羥基官能度大于約2的擴鏈劑組分將更高的官能度引入配方。在另一個實施方案中，通過使用異氰酸酯基團官能度大于約2的異氰酸酯組分引入更高的官能度。分子量為約2，000-約6,000道爾頓的商業聚碳酸酯二醇購自Stahl,Inc.(荷蘭)和BayerCorp.(Leverkusen，德國)。商業經多元醇購自Sartomer(Exton，PA)。商業聚醚多元醇是容易獲得的，如PLURAC0L,如官能度為3的PLURACOLGP430和來自BASFCorp.(Wyandotte,MI)的LUPRANOL系，來自DowChemicalCorp.(Midland,MI.)的V0RAN0L,來自Bayer,和來自HuntsmanCorp.(MadisonHeights,MI)的BAYC0LL⑤B,DESMOPHEN和MULTRAN0L⑧。商業聚酯多元醇是容易獲得的，如來自BASF的LUPRAPHEN⑤，來自Dow的T0NE⑧聚己內酯和V0RAN0L，來自Bayer,和來自Huntsman的BAYCOLLA和DESM0PHENU系列。商業聚硅氧烷多元醇是容易獲得的，如來自Dow。方法也釆用至少一種異氰酸酯組分和，任選至少一種擴鏈劑組分以提供所謂的"硬鏈段"。對于本申請的目的，術語"異氰酸酯組分"包括平均包括約2個異氰酸酯基團每個分子的分子以及平均包括大于約2個異氰酸酯基團每個分子的那些分子。異氰酸酯組分的異氰酸酯基團與其它成分的反應性氫基反應，如與鍵合到羥基中氧的氫和與鍵合到多元醇組分、擴鏈劑、交聯劑和/或水的胺基團中氮的氫是反應性的。特別地，當水存在，如作為發泡劑或其組分時，水可以與異氰酸酯組分的異氰酸酯基團反應以形成胺，該胺可以與另一個異氰酸酯基團反應以形成脲部分。因此，由于它可包含氨基甲酸酯部分和脲部分，最終的聚合物是聚氨酯-脲。對于本申請的目的，從異氰酸酯組分形成的"聚氨酯"包括聚氨酯、聚氨酯-脲、和它們的混合物。在一個實施方案中，使用水作為發泡劑從異氰酸酯組分形成的本發明聚氨酯平均包括比脲部分多的氨基甲酸酯部分。在一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目是約2。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于約2。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于2。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于2.05。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于約2.05。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于2.1。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于約2.1。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于2.2。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于約2.2。異氰酸酯指數，本領域技術人員公知的數量，是配制劑中用于反應的異氰酸酯基團數目對配制劑中能夠與那些異氰酸酯基團反應的基團，例如，當存在時，二醇，多元醇組分，擴鏈劑和水的反應性基團的摩爾比。在一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-約1.1。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-1.029。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-1.028。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-約1.025。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-約l.02。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.98-約l.O乙在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-約1.0。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數是約0.9-約0.98。例示的二異氰酸酯包括脂族二異氰酸酯、包括芳族基團的異氰酸酯，所謂的"芳族二異氰酸酯"、及其混合物。脂族二異氰酸酯包括四亞甲基二異氰酸酯、環己烷-1，2-二異氰酸酯、環己烷-1，4-二異氰酸酯、六亞曱基二異氰酸酯、異佛爾酮二異氰酸酯、亞甲基-雙-(對環己基異氰酸酯)(〃H12MDI")、及其混合物。芳族二異氰酸酯包括對亞苯基二異氰酸酯、4,4'-二苯甲烷二異氰酸酯("4，4'-MDI")、2,4'-二苯曱烷二異氰酸酯("2，4'-MDI")、2，4-甲苯二異氰酸酯("2，4-TDI")、2，6-曱苯二異氰酸酯("2，6-TDI")、間四甲基苯二亞甲基二異氰酸酯、及其混合物。平均包括大于約2個異氰酸酯基團每個分子的例示的異氰酸酯組分包括六亞甲基二異氰酸酯和水的加合物，該加合物包括約3個異氰酸酯基團，以DESM0DUR⑧N100購自Bayer，和包括約3個異氰酸酯基團的六亞甲基二異氰酸酯三聚體，該三聚體以MONDURN3390購自Bayer。在一個實施方案中，異氰酸酯組分包含至少約5wt。/。的2，4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物，借此排除由Brady'550公開的含有小于3wt。/。的2，4'-MDI的聚醚或聚碳酸酯聚氨酯。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含至少5wt。/。的2，4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含約5%-約50wt。/。的2,4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含5%-約50wt。/。的2，4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含約5%-約40wt。/。的2，-MDI與余量4,4'-MDI的混合物。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含5%-約40w"/。的2，4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物。在另一個實施方案中，異氰酸酯組分包含5%-約35wt。/。的2，4'-MDI與余量4，4'-MDI的混合物。不由任何特定的理論約束，認為由于來自不對稱的2，4'-MDI結構的硬鏈段的結晶度的破壞，在含有4，4'-MDI的共混物中較高數量2，4'-MDI的使用導致更軟的彈性體基質。合適的二異氰酸酯包括MDI，如IS0NATE⑧125M，來自Dow的PAPI系列和來自Bayer的MONDURM的某些成員；包含4，4'-MDI和2，卜-MDI混合物的異氰酸酯，如每種來自Huntsman的RUBINATE9433和RUBINATE9258,和來自Dow的ISONATE50OP;如來自LyondellCorp.(Houston,TX)的TDI;異佛爾酮二異氰酸酯，如來自Degussa(德國)的VESTAMAT;H12MDI，如來自Bayer的DESM0DURW;和來自BASF的各種二異氰酸酯。平均包括大于約2個異氰酸酯基團每個分子的合適異氰酸酯組分包括如下改性二苯甲烷-二異氰酸酯類型，每種購自Dow:異氰酸酯基團官能度為約3的ISOBIND⑤1088;異氰酸酯基團官能度為約2.1的ISONATEH3L;異氰酸酯基團官能度為約2.7的PAPI27;異氰酸酯基團官能度為約2.3的PAPI94;異氰酸酯基團官能度為約3的PAPI580N;和異氰酸酯基團官能度為約3.2的PAPI20。平均包括大于約2個異氰酸酯基團每個分子的其它異氰酸酯組分包括如下物質，每種購自Huntsman:異氰酸酯基團官能度為約2.01的RUBINATE9433;和異氰酸酯基團官能度為約2.33的RUBINATE9258。例示的擴鏈劑包括二醇、二元胺、鏈烷醇胺及其混合物。在一個實施方案中，擴鏈劑是含有2-10個碳原子的脂族二醇。在另一個實施方案中，二醇擴鏈劑選自乙二醇、1,2-丙二醇、1，3-丙二醇、1，4-丁二醇、1，5-戊二醇、二甘醇、三甘醇及其混合物。在另一個實施方案中，擴鏈劑是含有2-10個碳原子的二元胺。在另一個實施方案中，二元胺擴鏈劑選自乙二胺、1，3-二氨基丁烷、1，4-二氨基丁烷、1,5二氨基戊烷、1,6-二氨基己烷、1，7-二氨基庚烷、1，8-二氨基辛烷、異佛爾酮二胺及其混合物。在另一個實施方案中，擴鏈劑是含有2-10個碳原子的鏈烷醇胺。在另一個實施方案中，鏈烷醇胺擴鏈劑選自二乙醇胺、三乙醇胺、異丙醇胺、二曱基乙醇胺、甲基二乙醇胺、二乙基乙醇胺及其混合物。53市售擴鏈劑包括購自Huntsman的JEFFAMINE⑧系列二元胺、三元胺和聚醚胺，來自Creanova的VERSAMIN⑧異佛爾酮二胺，購自AirProductsCorp.(Allentown，PA)的飄SALINK⑧系歹'J二元胺，購自Dow的乙醇胺、二乙基乙醇胺和異丙醇胺，和來自Bayer，BASF和UOPCorp.(DesPlaines，IL)的各種擴鏈劑。在一個實施方案中，存在少量非必要的成分，如多官能羥基化合物或官能度大于2的其它交聯劑，如甘油，以允許交聯。在另一個實施方案中，非必要的多官能交聯劑的存在數量剛剛足以達到穩定的泡沫，即不崩塌以成為非泡沫狀的泡沫。或者，或此外，可以與芳族二異氰酸酯組合使用脂族和環脂族異氰酸酯的多官能加合物以賦予交聯。或者，或此外，可以與脂族二異氰酸酯組合使用脂族和環脂族異氰酸酯的多官能加合物以賦予交聯。任選，方法在某些實施方案中采用至少一種選自如下的催化劑發泡催化劑，如叔胺、膠凝催化劑，如二月桂酸二丁基錫、及其混合物。另外，在本領域已知叔胺催化劑也可以具有膠凝化效果，即它們可用作發泡催化劑和膠凝催化劑。例示的叔胺催化劑包括來自ToyoSodaCo.(曰本)的T0TYCAT⑧系，來自TexacoChemicalCo.(Austin,TX)的TEXACAT⑧系，來自Th.GoldschmidtCo.(德國)的K0SM0S⑤和TEG0⑤系，來自Rohm和Haas(Philadelphia,PA)的DMP⑤系，來自KaoCorp.(日本)的KAOLIZER系，和來自EnterpriseChemicalCo.(AltamonteSprings,FL)的QUINCAT⑧系。例示的有機錫催化劑包括來自Witc。Corporation(Middlebury，CT)的F0MREZ⑧和FOMREZUL⑧系，來自CosanChemicalCo.(Carlstadt，NJ)的C0CURE⑧和C0SCAT⑧系，和來自AirProducts的DABC0⑧和P0LYCAT⑧系。在某些實施方案中，方法采用至少一種表面活性劑。例示的表面活性劑包括來自DowCorning(Midland,MI)的DC5241和其它非離子有機硅氧烷，如購自DowComing,AirProducts和GeneralElectric(waterford，NY)的聚二曱基珪氧烷類型。交聯的聚氨酯可以由多種方案制備，包括預聚物方法和一步法。涉及預聚物的實施方案如下。首先，由常規方法從至少一種異氰酸酯組分(如MDI)和至少一種官能度大于2的多官能軟鏈段材料(如官能度為3的基于聚醚的軟鏈段)制備預聚物。然后，將預聚物，任選至少一種催化劑(如二月桂酸二丁基錫)和至少一種二官能擴鏈劑(如1，4-丁二醇)在混合容器中混合以固化或交聯混合物。在另一個實施方案中，交聯在模具中進行。在另一個實施方案中，交聯和發泡，即成孔，一起進行。在另一個實施方案中，交聯和發泡一起在模具中進行。或者，可以使用所謂的"一步法"方案。一步法實施方案不要求單獨的預聚物制備步驟。在一個實施方案中，將原材料，如在先前段落中所述的那些，在混合容器中混合和然后發泡和交聯。在另一個實施方案中，將成分在混合它們之前加熱。在另一個實施方案中，將成分在混合它們時加熱。在另一個實施方案中，交聯在模具中進行。在另一個實施方案中，發泡和交聯一起進行。在另一個實施方案中，交聯和發泡一起在模具中進行。在另一個實施方案中，在混合容器中混合除異氰酸酯組分以外的所有成分。然后加入異氰酸酯組分，如釆用高速攪拌，和發泡和交聯跟著發生。在另一個實施方案中，將此發泡混合物傾入模具和使其起發。在另一個實施方案中，將多元醇組分與異氰酸酯組分和其它非必要的添加劑，如粘度改進劑，表面活性劑和/或胞孔擴張劑混合以形成第一液體。在另一個實施方案中，多元醇組分在混合溫度下或在混合溫度范圍內是液體。在另一個實施方案中，多元醇組分是固體，因此，在混合之前，如通過加熱液化多元醇組分。在另一個實施方案中，多元醇組分是固體，因此，提高混合溫度或混合溫度范圍使得在混合之前液化多元醇組分。其次，通過混合發泡劑和非必要的添加劑，如膠凝催化劑和/或發泡催化劑形成第二液體。然后，將第一液體和第二液體在混合容器中混合和然后發泡和交聯。在一個實施方案中，本發明提供一種制備軟質聚氨酯生物耐久基質的方法，該基質在聚碳酸酯多元醇組分和異氰酸酯組分原材料的基礎上能夠成網狀。在另一個實施方案中，提供用于制備回彈聚氨酯基質的多孔生物耐久彈性體聚合方法，該方法包括混合聚碳酸酯多元醇組分和脂族異氰酸酯組分，例如HuMDI。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有異氰脲酸鍵，因此排除由Brady'550公開的含有異氰脲酸酯鍵的聚醚或聚碳酸酯聚氨酯。在另一個實施方案中，泡沫不含有異氰脲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有脲基甲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有脲基甲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有異氰脲酸酯和縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有異氰脲酸酯和縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有異氰脲酸酯和脲基甲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有異氰脲酸酯和脲基甲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有脲基甲酸酯和縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有脲基甲酸酯和縮二脲鍵。在另一個實施方案中，泡沫基本沒有脲基甲酸酯、縮二脲和異氰脲酸酯鍵。在另一個實施方案中，泡沫不含有脲基甲酸酯、縮二脲和異氰脲酸酯鍵。不由任何特定的理論約束，認為，由于硬鏈段的較低的交聯，脲基甲酸酯，縮二脲和/或異氰脲酸酯鍵的不存在向彈性體基質提供提高的柔韌性程度。在某些實施方案中，可以包括有助于達到穩定泡沫的添加劑例如，表面活性劑和催化劑。通過限制這樣添加劑的數量到所需的最小值同時保持每種添加劑的官能度，可以控制對產物毒性的影響。在一個實施方案中，生產各種密度，如約0,005-約0,15g/cc(約0.31-約9.4lb/ft"的彈性體基質。如由發泡劑或起泡劑的數量，異氰酸酯指數，配制劑中的異氰酸酯組分含量，反應放熱曲線，和/或發泡環境的壓力控制密度。例示的發泡劑包括水和物理發泡劑，如揮發性有機化學品如烴、乙醇和丙酮，和各種氟碳化合物和它們更環境友好的替代物，如氟經、氯氟碳化合物和氯氟烴。水與異氰酸酯基團的反應得到二氧化碳，它用作發泡劑。另外，發泡劑的組合，如水與氟碳化合物的組合可用于56某些實施方案。在另一個實施方案中，水用作發泡劑。商業氟碳化合物發泡劑購自Huntsman,E.I.duPontdeNemoursandCo.(Wilmington,DE)，AlliedChemical(Minneapolis,MN)和Honeywell(Morristown，NJ)。對于本發明的目的，對于每100重量份(或IOO克)通過發泡和交聯用于制備彈性體基質的多元醇組分(如聚碳酸酯多元醇，聚硅氧烷多元醇)，配制劑中按重量的存在的其它組分的數量如下約10-約90份(或克)異氰酸酯指數為約0.85-約1.10的異氰酸酯組分(如MDI，s，它們的混合物，HuMDI)，約0.5-約5.0份(或克)發泡劑(如水)，約0.l-約0.8份(或克)發泡催化劑(如叔胺)，約0.5-約2.5份(或克)表面活性劑，和約0.3-約1.O份(或克)胞孔擴張劑。當然，使用的異氰酸酯組分的實際數量相關于和依賴于對于特定配制劑的異氰酸酯指數大小。另外，對于每100重量份(或100克)通過發泡和交聯用于制備彈性體基質的多元醇組分，當在配制劑中存在時如下非必要組分的數量按重量如下至多約20份(或克)擴鏈劑，至多約20份(或克)交聯劑，至多約0.3份(或克)膠凝催化劑(如包含錫的化合物)，至多約10.0份(或克)物理發泡劑(如烴，乙醇，丙酮，氟碳化合物)，和至多約8份(或克)粘度改進劑。具有由測試測定的用于本發明目的的適當性能，例如在人體溫度下可接受的壓縮永久變形、空氣流、拉伸強度和壓縮性能的基質然后可以成網狀。在另一個實施方案中，將膠凝催化劑，如錫催化劑省略和任選由另一種催化劑，如叔胺取代。在一個實施方案中，叔胺催化劑包括一種或多種非芳族胺。在另一個實施方案中，進行反應使得叔胺催化劑，如果采用的話，完全反應入聚合物，和避免該叔胺催化劑的殘余物。在另一個實施方案中，省略膠凝催化劑，和，代之以使用更高的發泡溫度。在另一個實施方案中，為提高生物持續性和生物相容性，選擇用于聚合方法的成分以避免或最小化最終產物彈性體基質中生物不利物質或易受生物侵襲的物質的存在。按照本發明的另外的制備實施方案涉及作為發泡劑的水由水溶性球、填料或粒子部分地或完全地代替，在基質完全交聯之后，如通過洗涂，萃取或熔融除去這些球，填料或粒子。彈性體基質的成網可以將彈性體基質100經歷任何的各種后加工處理，以提高它的功用，在此描述它們的一些和它們的其它對本領域技術人員是顯然的。在一個實施方案中，本發明多孔產物的成網，如果已經不是所述生產方法的一部分，可用于除去至少一部分任何存在的內部"窗"，即圖7中說明的殘余泡孔壁220。成網傾向于增加孔隙率和流體滲透率。具有一些破裂泡孔壁的多孔的或泡沫的材料通常稱為"開孔"材料或泡沫。相反，其許多，即至少約50%，的泡孔壁已經除去的多孔材料稱為"網狀"或"至少部分網狀的"。其更多，即至少約65%，的泡孔壁已經除去的多孔材料稱為"進一步網狀的"。如果除去大多數，即至少約80%，或基本上所有，即至少約90%,的泡孔壁，則保留的多孔材料分別稱為"基本網狀"或"完全網狀的"。理解，按照此本領域使用，網狀材料或泡沫包括至少部分開放互連泡孔的網絡，因此排除由Brady'550公開的非網狀聚醚或聚碳酸酯聚氨酯。"成網"通常表示除去這樣泡孔壁的方法，即，泡孔壁不僅僅由破碎方法破裂。另外，不希望的破碎產生必須由進一步加工除去的碎屑。可以進行成網的方法有例如，可以通過溶解出泡孔壁，另外稱為"化學成網"或"溶劑成網"；或通過燃燒或爆炸出泡孔壁，另外稱為"燃燒成網"，"熱成網"或"沖擊成網"。在一個實施方案中，這樣的過程可用于本發明的方法，以將彈性體基質100成網狀。在另一個實施方案中，成網通過多個成網步驟完成。在另一個實施方案中，使用兩個成網步驟。在另一個實施方案中，第一燃燒成網之后為第二燃燒成網。在另一個實施方案中，燃燒成網之后為化學成網。在另一個實施方案中，化學成網之后為燃燒成網。在另一個實施方案中，第一化學成網之后為第二化學成網。在涉及血管畸形應用等的一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供互連孔結構，孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約100pm。在另一個實施方案中，網狀彈性體基質含有平均直徑或其它最大橫向尺寸至少約150pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀來提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約250|nm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約250pra的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于250|iim的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約275,的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約275pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于275pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約300pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸大于約300nm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于300pm的孔。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約900,的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約85(^m的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約800,的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約700jam的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約600pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸不大于約500nm的孔。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約lOOum-約900pm的孔。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約lOOpm-約850jam的孔。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約lOOpi-約800|Lim的孔。在涉及血管畸形應用等的另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約100pm-約700pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約150nm-約600iim的孑L。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約200pm-約500nm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約900一的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約850pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約"Ojum-約800pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于約250pm-約700pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大^t向尺寸為大于約250|um-約600)^n的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約27^m-約900nm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約850|um的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275薩-約800jam的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275nm-約700pm的孔。在另一個實施方案中，可以將彈性體基質成網狀以提供平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275)um-約60(Vm的孔。任選，可以例如通過在成網之前或之后溶劑萃取精制網狀彈性體60基質。任何這樣的溶劑萃取或其它精制方法，在一個實施方案中是相對適度的方法，進行該方法以避免或最小化對彈性體基質機械或物理性能的可能不利影響，該性能是滿足本發明的目的必須的。一種實施方案采用化學成網，其中在包括無機酸的酸浴中將彈性體基質成網狀。另一種實施方案采用化學成網，其中在包括無機堿的苛性堿浴中將彈性體基質成網狀。另一種實施方案采用在高溫下化學成網。另一種化學成網實施方案采用溶劑，往往稱為溶劑成網，其中不留下殘余物的揮發性溶劑用于該方法。在另一個實施方案中，將聚碳酸酯聚氨酯由選自如下的溶劑而溶劑成網狀四氫呋喃("THF")、二曱基乙酰胺("DMAC")、二甲基亞砜("DMSO")、二甲基甲酰胺("DMF")、N-甲基-2-吡咯烷酮，也稱為m-皮羅依(m-pyrol)、和它們的混合物。在另一個實施方案中，將聚碳酸酯聚氨酯采用THF溶劑成網。在另一個實施方案中，將聚碳酸酯聚氨酯釆用N-甲基-2-吡咯烷酮溶劑成網。在另一個實施方案中，將聚碳酸酯聚氨酯采用強堿化學成網。在另一個實施方案中，強堿的pH是至少約9。在任意的這些化學成網實施方案中，可以任選洗滌網狀泡沫。在任意的這些化學成網實施方案中，可以任選干燥網狀泡沫。在一個實施方案中，可以采用燃燒成網，其中可燃性氣氛，如氫氣和氧氣的混合物，如由火花點燃。在另一個實施方案中，燃燒成網在壓力腔中進行。在另一個實施方案中，在引入氫氣，氧氣或其混合物之前，由抽空至少約2分鐘將壓力腔中的壓力基本降低，如到小于約150-IOO亳乇。在另一個實施方案中，在引入氬氣，氧氣或其混合物之前，在多于一個循環中基本降低壓力腔中的壓力，例如，基本降低壓力，引入非反應性氣體如氬氣或氮氣，然后再次基本降低壓力。發生成網的溫度可以由，如腔室保持的溫度和/或由腔室中氫氣/氧氣比例來影響。在另一個實施方案中，燃燒成網之后為退火時期。在任意的這些燃燒成網實施方案中，可以任選洗滌網狀泡沫。在任意的這些燃燒成網實施方案中，可以任選干燥網狀泡沫。在一個實施方案中，進行網化工藝以提供有利于細胞向內生長和增生入基質內部的彈性體基質構型。在另一個實施方案中，進行網化工藝以提供這樣的彈性體基質構型，即，該構型有利于在此所述的整個配置用于植入的彈性體基質中的細胞向內生長和增生。術語"配置"和它的衍生術語用于表示術語所應用于的相應結構的布置、成形和定尺寸。因此，提及結構為用于一定目的而"配置"，則是希望表示選擇或設計相關結構或結構一部分的整體空間幾何以服務所述目的。由犧牲模具的網狀彈性體基質通常，用于本發明實施的，在一個實施方案中足夠較好表征的合適彈性體材料包括下述的彈性體，即，該彈性體具有或可以配制成具有本說明書中所述所需機械性能和具有有利于生物持續性的化學，使得它們提供適當生物持續性的合理期望值。特別感興趣的是例如，其化學與生物持續性性能相關的熱塑性彈性體如聚氨酯。在一個實施方案中，這樣的熱塑性聚氨酯彈性體包括聚碳酸酯聚氨酯、聚酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯(即從如下物質形成的那些熱塑性彈性體聚氨酯至少一種平均包括約2個異氰酸酯基團每個分子的異氰酸酯組分和至少一種羥基封端烴低聚物和/或烴聚合物)、含有所謂"混合"軟鏈段的聚氨酯、及其混合物。混合軟鏈段聚氨酯是本領域技術人員已知的和包括，如聚碳酸酯-聚酯聚氨酯、聚碳酸酯-聚醚聚氨酯、聚碳酸酯-聚硅氧烷聚氨酯、聚碳酸酯-烴聚氨酯、聚碳酸酯-聚硅氧烷-烴聚氨酯、聚酯-聚醚聚氨酯、聚酯-聚硅氧烷聚氨酯、聚酯-烴聚氨酯、聚醚-聚硅氧烷聚氨酯、聚醚-烴聚氨酯、聚醚-聚硅氧烷-烴聚氨酯和聚硅氧烷-烴聚氨酯。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體包括聚碳酸酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯、含有這些混合軟鏈段的聚氨酯、或其混合物。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體包括聚碳酸酯聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯、含有這些混合軟鏈段的聚氨酯、或其混合物。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體是聚碳酸酯聚氨酯、或其混合物。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體是聚硅氧烷聚氨酯、或其混合物。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體是聚硅氧烷聚氨酯、或其混合物。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯彈性體包括至少一種在異氰酸酯組分中的二異氰酸酯，至少一種擴鏈劑和至少一種二醇，和可以從以上詳細描述的二異氰酸酯，二官能擴鏈劑和二醇的任何組合形成。在一個實施方案中，熱塑性彈性體的重均分子量為約30，000-約500,000道爾頓。在另一個實施方案中，熱塑性彈性體的重均分子量為約50，000-約250，000道爾頓。用于實施本發明的，在一個實施方案中如在此所述合適地表征的一些合適熱塑性塑料可包括如由Pinchuk等人在U,S.專利No.5，741，331(和它的分案U.S.專利Nos.6，102，939和6,197，240)中公開的具有交替仲和季碳的聚烯烴聚合物；如由Pinchuk等人在U.S.專利申請公開No.2002/0107330Al中公開的含有彈性體嵌段，如聚烯烴，和熱塑性嵌段，如笨乙烯的嵌段共聚物；熱塑性嵌段聚醚酯、熱塑性聚二甲基硅氧烷、二嵌段聚苯乙烯聚丁二烯、三嵌段聚苯乙烯聚丁二烯、聚(亞芳基醚砜)-聚(碳酸芳基S旨)嵌段共聚物、聚丁二烯和聚異戊二烯的二嵌段共聚物、乙烯和醋酸乙烯酯的共聚物(EVA)、多嵌段共聚苯乙烯聚環氧乙烷、二嵌段共聚苯乙烯聚環氧乙烷、和三嵌段共聚苯乙烯聚環氧乙烷，如由Penhasi在U.S.專利申請公開No.2003/0208259Al(特別參見其中的段落)中公開的那些;和含有混合軟鏈段包括聚硅氧烷以及聚醚和/或聚碳酸酯組分的聚氨酯，如由Meijs等人在U.S.專利No.6,313,254中公開的那些；和由DiDomenico等人在U.S.專利Nos.6，149，678,6，111，052和5，986，034中公開的那些聚氨酯。然而，Brady'550的仔細閱讀指示，尤其由于它們不是熱塑性的，其中公開的含有異氰脲酸酯鍵的聚醚或聚碳酸酯聚氨酯是不合適的。同樣適用于實施本發明的是由在此所述的根據本發明的方法合成的新穎或已知彈性體。在另一個實施方案中，可以將非必要的治療劑裝載入用于本發明實施的其它彈性體的適當嵌段中。適用于實施本發明的一些市售熱塑性彈性體包括以商標BIONATE⑧由PolymerTechnologyGroupInc.(Berkeley,CA)提供的聚碳酸酯聚氨酯系列。例如，聚碳酸酯聚氨酯聚合物BIONATE⑤80A,55和9G的非常好表征的等級可溶于THF,可加工，據報導具有良好的機械性能，沒有細胞毒性，沒有誘變性，沒有致癌性和是非溶血性的。適用于實施本發明的另一種市售彈性體是購自CardioTechInternational,Inc.(Woburn，MA)的生物耐久醫療等級聚碳酸酯芳族聚氨酯熱塑性彈性體的CHR0N0FLEX⑧C系列。適用于實施本發明的又另一種市售彈性體是熱塑性聚氨酯彈性體的PELLETHANE⑤系列，特別地2363系列產品和更特別地稱為81A和85A的那些產品，由TheDowChemicalCompany(Midland,Mich.)提供。這些商業聚氨酯聚合物是線性的，不是交聯的聚合物。因此，它們是可溶解的，可容易分析的和可容易表征的。犧牲模具方法可以使用任何以上所述的熱塑性彈性體作為可流動聚合物材料或作為其組分進行如下犧牲模具方法。在一個實施方案中，在犧牲模具方法中的可流動聚合物材料包括聚碳酸酯聚氨酯。現在參考圖9中說明的制備網狀生物耐久彈性體基質的犧牲模具方法，該方法包括制造由以外部方式連通互連內部通道滲透的犧牲模具或底物的初始步驟700,將該內部通道成形，配置和定尺寸以確定或模塑具有所需網狀微結構構型的彈性體基質。底物或犧牲模具可包括多個在每個粒子上多個點處以網絡方式彼此附聚，或互連的實心或中空珠粒或粒子。在另一個實施方案中，模具可包括多個壓縮在一起的蠟狀粒子使得每個粒子在多個點處，例如，對于內部粒子而言4-8個點接觸它的鄰近粒子，即在內部中的和不在模具表面的那些。在另一個實施方案中，粒子是對稱的，但它們可有任何合適的形狀，例如各向同性對稱形狀如十二面體、二十面體或球形。在一個實施方案中，在致密化之前，粒子是球形的，每個直徑為約0.Smin-約6mm。在另一個實施方案中，模具可包括多個粒子，該粒子包括具有水溶解度的材料例如，無機鹽如氯化鈉或氯化鈣，或淀粉如玉米淀粉、馬鈴薯淀粉、小麥淀粉、木薯淀粉、樹薯淀粉或米淀粉。淀粉可以從，如玉米或玉蜀黍、馬鈴薯、小麥、木薯、樹薯或米，由本領域技術人員已知的方法獲得。在一個實施方案中淀粉是淀粉的混合物。在另一個實施方案中淀粉包含約99wt。/。-約70wt。/。支鏈淀粉。在另一個實施方案中淀粉包含約80wt。/。支鏈淀粉和約20wt。/。直鏈淀粉。合適的粒狀淀粉包括改性米淀粉REMYLINEDR(購自ABRLundberg，Malmo,瑞典)和MIKROLYS54(購自LyckebyStarkelseAB，瑞典)，購自Cargill的CerestarFood&Pharma分公司(CedarRapidsIA)的淀粉和改性淀粉的PHARMGEL系列，小麥淀粉ABRAStarch(ABRFoodsLtd.，Northamptonshire,UK)，和玉米淀粉HYLONVII,HYLONV，和AMIOCA(每種來自NationalStarchandChemicalCo.,Bridgewater，NJ)。淀粉的所需粒度可以由本領域技術人員已知的方法達到。例如，淀粉粒子可以篩分到所需的尺寸，水可用于附聚小淀粉粒子成更大的粒子，或粘結劑可用于附聚小淀粉粒子成更大的粒子，如在U.S.專利No.5，726，161中公開的那樣。在另一個實施方案中，可以將淀粉粒子的水溶液或懸浮液放入網狀泡沫結構("正的")，如從聚氨酯形成的非醫療等級商業泡沫的孔中，淀粉可以如下所述膠凝化，可以將樣品在減壓下干燥和/或烘焙以除去水，和通過釆用溶劑，如用于聚氨酯泡沫的THF溶解它而除去泡沫，THF也是淀粉的非溶劑，因此得到淀粉組合體("負的")，該淀粉組合體可以容易地制造成平均直徑為約開始網狀泡沫結構孔直徑的淀粉粒子。任選，可以使用熱和/或壓力，如通過燒結或熔合互連粒子。然而，如果在壓力下在接觸點存在一些構象，熱量的施加可能不是必須的。在一個實施方案中，通過燒結、通過熔合、通過使用粘合劑、由減壓的施加、或由其組合互連粒子。在一個實施方案中，通過升高它們的溫度將蠟狀粒子熔合在一起。在另一個實施方案中，通過升高它們的溫度將淀粉粒子熔合在一起。在另一個實施方案中，通過曝露它們于水分，如90%相對濕度將無機鹽粒子熔合在一起。在另一個實施方案中，通過加熱淀粉水溶液或懸浮液，在一個實施方案中約2小時-約4小時，在一個實施方案中約50。C-約IO(TC，在另一個實施方案中約70。C-約90。C將淀粉粒子熔合或膠凝化，如在U.S.專利No.6，169，048B1的4欄，1-7行中公開的那樣。在另一個實施方案中，可以采用回彈性粒子，條件是可以將它們從基質洗脫，例如，通過升高它們的溫度以液化它們、通過采用溶劑或溶劑共混物溶解它們，或通過升高它們的溫度和溶解它們。在一個實施方案中，模具具有顯著的三維程度及多個粒子在每個方向中延伸。在另一個實施方案中，聚合物材料包含在互連粒子之間的空隙中。在另一個實施方案中，聚合物材料填充互連粒子之間的空隙。在一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物軟化溫度低至少5"C的材料。在另一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物軟化溫度低至少l(TC的材料。在另一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物軟化溫度低至少20。C的材料。在另一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物維卡軟化溫度低至少5'C的材料。在另一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物維卡軟化溫度低至少l(TC的材料。在另一個實施方案中，粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物維卡軟化溫度低至少2(TC的材料。例如，模具的粒子可以是烴蠟。在另一個實施方案中，可能將除去的粒子材料在熔融之后回收和再成形為粒子再使用。在另一個實施方案中，粒子包括可以通過在水中溶解鹽除去的無機鹽。在另一個實施方案中，粒子包括可以通過在淀粉用溶劑中溶解淀粉而除去的淀粉。在另一個實施方案中，粒子包括可以通過在水中溶解淀粉而除去的淀粉。在另一個實施方案中，粒子包括可以通過含水堿，如含水NaOH中溶解淀粉而除去的淀粉。在另一個實施方案中，粒子包括可以通過在約1-5M舍水NaOH，在另一個實施方案中約2.5-3MNaOH，在另一個實施方案中約2.5MNaOH中溶解淀粉而除去的淀粉。在另一個實施方案中，含水堿進一步包括硫酸鈉。在另一個實施方案中，粒子包括可以由酶的酶作用而除去的淀粉，如本領域技術人員已知的。例如，酶可以是a-淀粉酶(E.C.3.2.1.1)、支鏈淀粉66酶(E.C.3.2.1.41)、異淀粉酶(E.C.3.2.1.68)、淀粉葡糖苷酶(E.C.3.2.1.3),有時稱為葡糖淀粉酶等、及其混合物。這樣的酶公開于，如U.S.專利No.6，569，653B1和U.S.專利No.6，448，049B1的1欄，50行到2欄，14行。合適的a-淀粉酶包括TERMAMYL120LS，L和LS類型(NovoNordiskBioindustriesS.A.，Nanterre，法國),SPEZYMEAA和AAL(Genencor，Delft，荷蘭)，和NERVANASE和G-ZYMEG995(Rhodia，Cheshire,UK);合適的支鏈淀粉酶包括AMBAZYMEP20(Rhodia)，PR0M0ZYME200L(NovoNordisk)，和0PTIMAXL300(Genencor);和合適的淀粉葡糖苷酶包括0PTIDEXL300和0PTIMAX7525(Genencor)，AMG300L(NovoNordisk),和在U.S.專利No.6，569，653B1的5欄，7-19行列舉的其它酶。在其中底物是疏水性的實施方案中，可以向它給予兩親涂料以當它定形時在彈性體表面誘導親水性。例如可以將烴蠟粒子采用洗滌劑，卵磷脂，官能化硅氧烷等涂敷。在一個實施方案中，底物包括兩個相底物材料相和空間相。底物材料相包括一個與下一個連續互連的底物粒子的三維延伸網絡，它點綴也一個與另一個連續互連的間隙空間的三維延伸網絡并且它由聚合物材料填充，以提供構成多孔彈性體基質的單一結構基質。底物確定構成最終產物網狀彈性體基質中孔的空間。在下一步驟，步驟720中，方法包括向模具加入可流動聚合物材料或采用后者浸漬底物。可流動聚合物材料可以是聚合物溶液、乳液、微乳液、懸浮液、分散體、液體聚合物、或聚合物熔體。例如，可流動聚合物材料可包括聚合物在揮發性有機溶劑，例如THF中，的溶液。在一個實施方案中，聚合物材料可包括熱塑性彈性體和可流動聚合物材料可包括該熱塑性彈性體的溶液。在另一個實施方案中，聚合物材料可包括在此所述的生物耐久熱塑性彈性體，和可流動聚合物材料可包括該生物耐久熱塑性彈性體的溶液。在另一個實施方案中，聚合物材料可包括溶劑溶解性生物耐久熱塑性彈性體和可流動聚合物材料可包括該溶劑溶解性生物耐久熱塑性彈性體的溶液。然后可以除去溶劑或允許溶劑蒸發以固化聚合物材料。合適的彈性體包括聚氨酯彈性體的BI0NATE⑧系列。其它是在此所述的或本領域4支術人員已知的或顯然的。在一個實施方案中，溶劑是生物相容性的和足夠揮發性的以容易除去。一種合適的溶劑，當然依賴于聚合物的溶解度，是THF。其它合適的溶劑包括DMAC、DMF、DMSO和N-甲基-2-吡咯烷酮。另外，可以使用溶劑混合物，如THF、DMAC、DMF、DMSO和N-甲基-2-吡咯烷酮中至少兩種的混合物。另外合適的溶劑是本領域技術人員已知的。犧牲模具方法進一步包括固化聚合物材料，步驟740,它可以采用任何所需的方式進行例如，由溶劑交換或由蒸發除去溶劑，任選由真空協助和/或加熱到低于聚合物或底物材料軟化溫度的溫度。如果足夠揮發性的，可以允許溶劑蒸發出，如過夜。從步驟740得到的產物是包括散布的聚合物材料和底物的固體配合物。例如，通過熔融、溶解、升華或酶作用除去而除去底物的步驟760得到網狀彈性體基質780。在一個實施方案中，基質包括每個由一個除去的粒子確定的互連泡孔。大多數或許多泡孔是開壁的以提供具有良好流體滲透率的基質780。在另一個實施方案中，可以將基質78成網狀以提供網狀基質。在另一個實施方案中，對于血管內應用，基質是完全網狀的及如果存在的話，也較少的殘余泡孔壁。在以上討論的犧牲模具方法的許多實施方案中，不需要采用單獨網化工藝步驟生產的彈性體基質100的結構，在一個實施方案中，是"網狀"或"至少部分網狀"的結構，即至少約50%的泡孔壁不存在。在其它實施方案中，不需要采用單獨網化工藝步驟生產的彈性體基質100的結構是"進一步網狀"的結構，即至少約65%的泡孔壁不存在。在其它實施方案中，不需要采用單獨網化工藝步驟生產的彈性體基質100的結構是"基本網狀"的結構，即至少約80%的泡孔壁不存在。在其它實施方案中，不需要釆用單獨網化工藝步驟生產的彈性體基質ioo的結構是"完全網狀"的結構，即至少約9oy。的泡孔壁不存在。然而，在另一個實施方案中，非必要的成網步驟可以在由在此所述的任何方法制備的基質上進行，以開啟更小的孔和消除至少一些殘余的泡孔壁。例如，如果，在特定的實施方案中，聚合物溶液的粘度限制聚合物溶液可滲透粒子800之間一些更小槽道的程度，那末可以限制粒子的燒結或熔合，和得到的"窗"或泡孔壁可以任選由成網進行爆裂，如以下所述。任選，可以將來自犧牲模具方法的彈性體基質100退火用于結構穩定和/或增加它的結晶度和/或增加它的結晶熔點。例示的退火條件包括加熱彈性體基質到約35°C-約15(TC的溫度和保持彈性體基質在該溫度范圍中約2小時-約24小時。進一步在實施例1-5中描述犧牲模具方法。雙損失蠟方法
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：本發明也提供，為簡便起見和非限制性地，認為是所謂"雙損失蠟方法"的方法，該方法用于生產網狀生物耐久彈性體基質100。作為此方法的簡要、非限制性總結，獲得所需產物形狀的模板和采用第一涂料涂敷。除去模板和然后將涂層采用最終聚合物材料的第二涂料涂敷。當除去第一涂料時，保留從最終聚合物材料制備的所需產物。由于兩種材料，模板和第一涂料每種在單獨的工藝步驟中除去，這樣的方法稱為所謂的"雙損失蠟方法"，盡管模板和第一涂料兩者都不必須包括蠟。例如，第一涂料可以從淀粉，如先前所述的那些，通過沉積淀粉水溶液或含水懸浮液到模板上或到模板中，然后進行先前所述的淀粉膠凝化步驟，任選隨后脫除水。所需的模板應當是商業網狀交聯泡沫，如不生物耐久聚氨酯。然而，這會是不切實際的，由于如果將這樣的交聯泡沫直接涂敷，例如采用可流動的熱塑性彈性體如來自上述BIONATE⑤或CHRONOFLEX⑧產品系列的一種，那末交聯的網狀模板，是交聯的，不能容易地除去；還由于如果要嘗試交聯泡沫模板的強酸性或苛性堿萃取，因此破壞性轉化它成溶液，那末這樣的萃取也可溶解或破壞熱塑性彈性體涂層。本發明的一個實施方案使用中間損失蠟涂敷解決此問題。在此所謂的雙損失蠟方法實施方案中，將泡沫才莫板，如可以是不生物耐久的網狀聚氨酯泡沫，首先釆用可流動抵抗性材料，如溶液涂敷，該溶液包括耐由要用于泡沫模板溶解的強熱酸或堿侵襲的材料或抵抗性材料的液體形式。例如，第一涂料的抵抗性材料可包括溶劑溶解性但酸或堿不溶性熱塑性聚合物或蠟。然后，除去泡沫模板，如由采用熱酸或堿的提取，留下殼狀抵抗性材料結構，然后將該抵抗性材料結構采用作為第二涂料的可流動聚合物材料如所需實心相120的可流動形式，如生物耐久聚氨酯在溶劑中的溶液涂敷。抵抗性第一涂料材料的脫除，例如由溶劑萃取，熔融出或升華掉蠟進行，得到網狀生物耐久聚氨酯彈性體基質。此方法的例子簡要說明于圖11。可以使用任何上述熱塑性彈性體作為可流動彈性體聚合物材料或作為其組分進行如下雙損失蠟方法。在一個實施方案中，在雙損失蠟方法中的可流動彈性體聚合物材料包括聚碳酸酯聚氨酯。參考圖11，說明的雙損失蠟方法包括釆用從熱塑性塑料或蠟的熔體或溶液施加的，溶劑溶解性、可容易熔融的或升華的熱塑性塑料或蠟，如聚苯乙烯、聚氯乙烯、石蠟等涂敷例如，由聚氨酯CRESTFOAM等級S-20(購自CrestFoam，Inc.，Moonachie，NJ)形成的網狀泡沫模板的初始步驟900。如圖11所示，如步驟9000的涂敷泡沫產物的圓柱形支柱截面920的橫截面視圖包括在泡沫模板芯960周圍的蠟環940。在下一步驟，步驟980中，除去任何溶劑，如由干燥，和曝露涂敷網狀泡沫模板的聚氨酯芯材料表面，如由切割。在步驟1000中，除去聚氨酯泡沫模板，如通過使用熱酸或堿溶解它，以得到網狀泡沫芯的蠟鑄件。如圖ll所示，諸如鑄件的圓筒形支柱截面102的橫截面視圖包括蠟的中空環940。下一個工藝步驟，步驟1020包括采用可流動彈性體聚合物材料，例如生物耐久聚氨酯彈性體，如一種以商標CHR0N0FLEX⑧和BI0NATE提供的等級的溶液或熔體涂敷蠟鑄件。如步驟1020的彈性體涂敷蠟鑄件產物的圓筒形支柱截面1040的橫截面視圖包括在包括蠟環940的芯周圍的生物耐久彈性體環1060。然后固化可流動彈性體聚合物材料，如通過除去溶液的溶劑或冷卻聚合物熔體。下一步驟，步驟1080包括曝露熱塑性塑料或蠟，如通過切割彈性體聚合物基質。在步驟1100中，除去熱塑性塑料或蠟，如通過熔融、溶解或升華掉鑄件，以得到彈性體聚合物材料基質，該基質顯示，諸如圓筒形支柱截面的橫截面視圖為環1120。由冷凍干燥的網狀彈性體基質在一個實施方案中，可以通過冷凍干燥可流動聚合物材料制備本發明的生物耐久網狀彈性體基質。在另一個實施方案中，聚合物材料包括溶劑溶解性生物耐久彈性體在溶劑中的溶液。將可流動聚合物材料經受冷凍干燥方法，該方法包括固化可流動聚合物材料以形成固體，如通過冷卻溶液，然后除去非聚合物材料，如通過從固體在減壓下升華溶劑，以提供至少部分網狀的彈性體基質。至少部分網狀彈性體基質的密度小于開始聚合物材料的密度。在另一個實施方案中，基本但不必須完全固化生物耐久彈性體在溶劑中的溶液，然后將溶劑從該材料升華以提供至少部分網狀彈性體基質。通過選擇適當的溶劑或溶劑混合物以溶解聚合物，由攪拌和/或熱量的施加協助，可以由合適的混合方法荻得適合于進行冷凍干燥的均勻溶液。在另一個實施方案中，溶液冷卻到的溫度低于溶液的凝固溫度。在另一個實施方案中，溶液冷卻到的溫度大于固體的表現玻璃化轉變溫度和低于溶液的凝固溫度。不由任何特定的理論約束，認為，在冷凍干燥期間，聚合物溶液以受控方式分離成或者兩個不同的相，如一個連續的相，即溶劑，和分散在連續相中的另一個相，或者分離成兩個雙連續相。在每種情況下，溶劑相的隨后脫除導致具有孔徑范圍或分布的多孔結構。這些孔通常是互連的。它們的形狀，大小和取向以常規方式依賴于溶液的性能和冷凍干燥加工條件。例如，冷凍干燥產物具有的孔徑范圍，可以采用本領域技術人員已知的方式通過改變，如凝固溫度，凝固速率，成核密度，聚合物濃度，聚合物分子量，和溶劑類型而改變尺寸。適用于實施本發明冷凍干燥的一些市售熱塑性彈性體包括但不限于以上討論的關于由犧牲模具方法獲得網狀彈性體基質的那些。另外，在另一個實施方案中，可以使用如由Meijs等人在U.S.專利No.6，313，254中公開的，含有包括聚硅氧烷以及聚醚和/或聚碳酸酯組分的混合軟鏈段的聚氨酯熱塑性彈性體。用于實施本發明冷凍干燥的溶劑包括但不限于THF、DMAC、DMS0、DMF、環己烷、乙醇、二哺;烷、N-甲基-2-吡咯烷酮、和它們的混合物。通常，在一個實施方案中，依賴于聚合物在溶劑中的溶解度和彈性體網狀基質的最終所需性能，溶液中聚合物的數量為溶液的0.5wty。-約30wt%。在另一個實施方案中，溶液中聚合物的數量為按重量計溶液的0.5%-約15%。另外，添加劑可以在聚合物-溶劑溶液中存在，如緩沖劑。在一個實施方案中，添加劑不與聚合物或溶劑反應。在另一個實施方案中，添加劑是促進組織再生或再生長的固體材料、緩沖劑、增強材料、孔隙率改進劑或醫藥活性劑。在另一個實施方案中，聚合物溶液可包括由溶液引入的各種插入物，如膜、板、泡沫、稀松布、織造、非織造、針織或編織紡織品結構，或含有不平滑表面的植入物。在另一個實施方案中，溶液可以與結構插入物如矯形外科、泌尿外科或血管植入物結合而制備。在另一個實施方案中，這些插入物包括至少一種生物相容性材料和可具有非吸收性和/或吸收性方面的性能。在凝固步驟期間鎖入和在除去溶劑之后剩余網狀彈性體基質中存在的孔形態的類型是如下因素的函數如溶液熱力學，凝固速率和溶液冷卻到的溫度，聚合物在溶液中的濃度和成核類型，如均質或非均質的。在一個實施方案中，將聚合物溶液的冷凍干燥器冷卻到約-80。C。在另一個實施方案中，將聚合物溶液的冷凍干燥器冷卻到約-70°C。在另一個實施方案中，將聚合物溶液的冷凍干燥器冷卻到約-40。C。在一個實施方案中，冷凍干燥器包括在其上放置聚合物溶液的架子和將架子冷卻到約-80。C。在另一個實施方案中，將架子冷卻到約-70。c。在另一個實施方案中，將架子冷卻到約—o。c。以凝固聚合物溶液的冷卻速率可以為約0.2°C/min-約2.5°C/min。在冷凍干燥工藝開始時，將聚合物溶液放入模具和將模具放入冷凍干燥器。模具的壁在冷凍千燥器中經歷冷卻，如當它們接觸冷凍-干燥器架子時。在所需的冷卻速率下降低冷凍干燥器的溫度直到達到最終的冷卻溫度。例如，在將模具放置在冷卻架子上的冷凍干燥器中，傳熱前端從冷凍干燥器架子通過模具壁向上移動入聚合物溶液。此前端前進的速率影響凝固結構的成核和取向。此速率依賴于，如冷卻速率和模具的熱傳導率。當溶液的溫度低于溶劑的膠凝化和/或凝固點時，溶液可相分離成兩個不同的相或相分離成兩個雙連續相，如先前討論的那樣。相分離體系的形態鎖定在冷凍干燥工藝的凝固步驟期間的狀態。在曝露凝固的材料于減壓時，孔的產生由溶劑的升華開始。不由任何特定的理論約束，通常，認為，聚合物在溶液中的較高濃度，較高粘度(可歸于聚合物的較高濃度或較高分子量)或較高冷卻速率導致較小的孔徑，而認為聚合物在溶液中的較低濃度，較低的粘度(可歸于聚合物的較低濃度或較低分子量)或較緩慢冷卻速率導致冷凍干燥產物中的較大孔徑。冷凍干燥工藝進一步描述于實施例18。賦予內孔特征在孔200內，彈性體基質IOO可任選，具有除上述空隙或氣體填充體積以外的特征。在一個實施方案中，彈性體基質IOO可具有在此稱為"內孑L"特征的特征，即位于"孔內"的彈性體基質100的特征。在一個實施方案中，孔200的內表面可以"內多孔地涂敷"，即涂敷或處理以向那些表面賦予所需特性，如親水性，的程度。涂敷或處理介質可具有運輸或鍵合到活化成分的另外能力，該成分然后優選遞送到孔200。在一個實施方案中，此涂敷介質或處理可用于促進材料對內部孔表面的共價鍵合例如，如在共同未決申請中所述的那樣。在另一個實施方案中，涂料包括可生物降解聚合物和無機組分，如羥磷灰石。親水性處理可以由對制造的網狀彈性體基質100進行化學或輻射處理來73實施，在彈性體定形期間通過曝露彈性體于親水性，如含水，環境，或由本領域技術人員已知的其它措施進行。此外，一種或多種涂料，可以通過在液體涂料溶液中或在熔體狀態下在適于允許生物相容聚合物膜形成的條件下，與成膜生物相容性聚合物接觸而內多孔地施加。在一個實施方案中，用于這樣涂料的聚合物是具有足夠高分子量而不為蠟狀或粘性的成膜生物相容性聚合物。聚合物應當也粘合到實心相120。在另一個實施方案中，粘合強度使得在網狀彈性體基質100的處理或配置期間聚合物膜不爆裂或移動。合適的生物相容性聚合物包括聚酰胺、聚烯烴(如聚丙烯，聚乙烯)、不可吸收的聚酯(如聚對笨二甲酸乙二醇酯)、和生物吸收脂族聚酯(如乳酸，乙醇酸，丙交酯，乙交酯，對二嚅烷酮，碳酸亞丙酯，s-己內酯的均聚物和共聚物及其共混物)。另外，生物相容性聚合物包括成膜生物吸收性聚合物；這些包括脂族聚酯、聚(氨基酸)、共聚(醚-酯)、聚草酸亞烷基酯、聚酰胺、聚(亞氨基碳酸酯)、聚原酸酯、包括含有酰氨基的聚氧雜酸酯的聚氧雜酸酯、聚酰氨基酯、聚酸酐、聚磷腈、生物分子和其混物。對于本發明的目的而言，脂族聚酯包括如下物質的聚合物和共聚物丙交酯(它包括乳酸d-，l-和中位丙交酯)、6-己內酯、乙交酯(包括乙醇酸)、羥基丁酸酯、羥基戊酸酯、對二嚅烷酮、碳酸亞丙酯(和它的烷基衍生物)、1，4-二氧雜環庚-2-酮、1，5-二氧雜環庚-2-酮、6，6-二甲基-1，4-二-惡烷-2-酮和其共混物。生物相容性聚合物進一步包括具有相對低慢性的組織響應的成膜生物耐久聚合物，如聚氨酯、硅氧烷、聚(甲基)丙烯酸酯、聚酯、聚環氧烷烴(如聚環氧乙烷)、聚乙烯醇、聚乙二醇和聚乙烯基吡咯烷酮，以及水凝膠，如從交聯聚乙烯基吡咯烷酮和聚酯形成的那些。其它聚合物，當然，也可以用作生物相容性聚合物，條件是它們可以溶解，固化或聚合。這樣的聚合物和共聚物包括聚烯烴、聚異丁烯和乙烯-a-烯烴共聚物；丙烯酸類聚合物(包括甲基丙烯酸酯)和共聚物；卣乙烯聚合物和共聚物，如聚氯乙烯；聚乙烯基醚，如聚乙烯基曱基醚；聚偏二g乙烯如聚偏二氟乙烯和聚偏二氯乙烯；聚丙烯腈；聚乙烯基酮；聚乙烯基芳族化合物如聚苯乙烯；聚乙烯基酯如聚醋酸乙烯酯；乙烯基單體彼此的和與a-烯烴的共聚物，如乙烯-甲基丙烯酸曱酯共聚物和乙烯-醋酸乙烯酯共聚物；丙烯腈-苯乙烯共聚物；ABS樹脂；聚酰胺，如尼龍66和聚己內酰胺；醇酸樹脂；聚碳酸酯；聚甲醛；聚酰亞胺；聚醚；環氧樹脂；聚氨酯；人造絲；人造絲-三乙酸酯；纖維素薄膜；纖維素和它的衍生物如乙酸纖維素、乙酸丁酸纖維素、硝酸纖維素、丙酸纖維素和纖維素醚(如羧甲基纖維素和羥烷基纖維素)；和其混合物。對于本發明的目的，聚酰胺包括如下通式的聚酰胺-N(H)一(CH2)n-C(0)-和-N(H)—(CH2)廣N(H)-C(0)-(CH2)y-C(0)-，其中n是約4-約13的整數；x是約4-約12的整數；和y是約4-約16的整數。當然理解以上的材料列舉是說明性的但不限制性的。從網狀彈性體基質100制備的器具通常由采用聚合物，任選包括醫藥活性劑，如治療劑或藥物的簡單浸漬或噴涂而涂敷。在一個實施方案中，涂料是溶液和在涂料溶液中的聚合物含量是約1%-約40wt%。在另一個實施方案中，在涂料溶液中的聚合物含量是約1%-約20wt%。在另一個實施方案中，在涂料溶液中的聚合物含量是約1%-約10wt%。尤其考慮合適平衡粘度，聚合物的沉積水平，濕潤速率和溶劑的蒸發速率，選擇用于涂料溶液的溶劑或溶劑共混物，以合適地涂敷實心相120，如本領域技術人員已知的那樣。在一個實施方案中，選擇溶劑使得聚合物可溶于溶劑。在另一個實施方案中，基本完全從涂料除去溶劑。在另一個實施方案中，溶劑是非毒性的，非致癌的和環境良性的。混合溶劑體系對于控制粘度和蒸發速率可能是有利的。在所有情況下，溶劑不應當與涂料聚合物反應。溶劑包括但不限于丙酮、N-甲基吡咯烷酮("NMP")、DMS0、甲苯、二氯甲烷、氯仿、1，1，2-三氯乙烷("TCE")、各種氟利昂、二噶烷、乙酸乙酯、THF、DMF、DMAC、和它們的混合物。在另一個實施方案中，成膜涂料聚合物是熔融的熱塑性聚合物，進入彈性體基質100的孔200和，在冷卻或固化時，在彈性體基質100的至少一部分固體材料120上形成涂層。在另一個實施方案中，熱塑性涂料聚合物以它的熔融形式的加工溫度大于約60°C。在另一個實施方案中，熱塑性涂料聚合物以它的熔融形式的加工溫度大于約90°C。在另一個實施方案中，熱塑性涂料聚合物以它的熔融形式的加工溫度大于約120°C。在以下更詳細描述的本發明進一步實施方案中，彈性體基質100的一些或所有孔200由細胞向內生長促進劑涂敷或填充。在另一個實施方案中，促進劑可以是發泡的。在另一個實施方案中，促進劑可以存在為膜。促進劑可以是生物降解材料以促進彈性體基質100體內細胞侵入。促進劑包括可以在人體中酶降解的天然材料或在人體中水解不穩定的，如纖維蛋白、纖維蛋白原、膠原、彈性硬蛋白、玻璃酸和可吸收的生物相容性多糖，如殼聚糖、淀粉、脂肪酸(和其酯)、葡萄糖-聚糖和玻璃酸。在一些實施方案中，將彈性體基質100的孔表面涂敷或浸漬，如在先前部分中所述但由促進劑替代生物相容性聚合物或加入促進劑到生物相容性聚合物中，以促進細胞向內生長和增生。在一個實施方案中，進行涂敷或浸漬工藝以保證產物"復合彈性體可植入器具，'，即在此使用的網狀彈性體基質和涂料，在壓縮之后保持足夠的回彈性，使得它可以是遞送器具遞送的，如導管、注射器或內窺鏡遞送的。這樣復合彈性體可植入器具的一些實施方案現在參考膠原，通過非限制性例子進行描述，能夠理解可以采用其它材料代替膠原，如上所述。本發明的一個實施方案是制備復合彈性體可植入器具的方法，該方法包括a)浸潤含水膠原漿料入網狀多孔彈性體如彈性體基質100的孔，所述彈性體是任選生物耐久彈性體產物；和b)除去水，任選通過冷凍千燥以提供膠原涂料，其中膠原涂料任選在網狀多孔彈性體的至少一部分孔表面上包括孔的互連網絡。通過如采用壓力強制含水膠原漿料、懸浮液或溶液進入彈性體基質的孔而浸潤膠原。膠原可以是類型I、II或III或其混合物。在一個實施方案中，膠原類型包括至少90%膠原I。膠原的濃度是約0.3%-約2.Owt。/。和在冷凍干燥時將漿料、懸浮液或溶液的pH調節到約2.6-約5.0。或者，可以通過浸漬彈性體基質入膠原漿料而浸潤膠原。與未涂敷的網狀彈性體相比，復合彈性體可植入器具可具有體積輕微降低的空隙相140。在一個實施方案中，復合彈性體可植入器具保持良好的流體滲透率和足夠的孔隙率用于成纖維細胞或其它細胞的向內生長和增生。任選，可以交聯冷凍干燥的膠原以控制膠原涂料的體內酶降解速率和控制膠原涂料粘合到彈性體基質IOO的能力。不由任何特定的理論約束，認為，當植入復合彈性體可植入器具時，與未涂敷的基質相比，對膠原具有高親合力的組織形成劑，如成纖維細胞，將更容易侵入膠原浸漬的彈性體基質100。進一步認為，再次不由任何特定的理論約束，當膠原酶降解時，新組織侵入和填充由降解膠原留下的空隙同時也浸潤和填充彈性體基質100中的其它可利用空間。認為，這樣的膠原涂敷或浸漬彈性體基質100,不由任何特定的理論約束，另外對于由在彈性體基質100的孔200中的膠原的增強效果提供的結構整體性是有利的，它可向彈性體基質100的各種構型賦予更大的剛性和結構穩定性。膠原涂敷復合彈性體可植入器具和從其形成的套管的制備方法以下通過例子在實施例10和11中描述。其它方法對本領域技術人員是顯然的。涂敷的可植入器具在一些應用中，由于不可再達到在表面以下的孔內部表面區域，從彈性體基質ioo制備的器具可具有涂敷或熔合的表面以呈現更小的最外表面積。不由任何特定的理論約束，認為，此降低的表面積提供通過遞送器具內部長而扭曲的槽道的更可預測的和更容易的遞送和運輸，和通過由關于血管畸形，如動脈瘤、動靜脈機能障礙、動脈栓塞形成或其它血管異常治療的經皮的，最小侵入性過程引入的遞送器具內部的長而扭曲的槽道的運輸。另外，認為彈性體基質100的此增加的表面積和硬度，不由任何特定的理論約束，誘發更快速的炎性應答，活化凝血級聯放大的開始，誘導內膜增生，刺激內皮細胞遷移和再狹窄的較早開始。表面涂敷或熔合改變"表面的孔隙率"，即至少部分降低對表面開啟的孔的百分比，或在界限中，完全阻塞涂敷或熔合表面，即非多孔表面的孔，由于它在涂敷或熔合表面上基本不含有剩余的孔。然而，表面涂敷或熔合仍然允許彈性體基質IOO的內部互連多孔結構以內部方式和在其它非涂敷或非熔合表面上保持開啟；例如，不在表面的一部分涂敷或熔合孔與其它孔保持互連，和那些剩余的開放表面可促進細胞向內生長和增生。在一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面是彼此正交的。在另一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面彼此處于斜角下。在另一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面是相鄰的。在另一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面是不相鄰的。在另一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面彼此接觸。在另一個實施方案中，涂敷和未涂敷表面彼此不接觸。在其它應用中，可以涂敷，熔合或熔融從網狀彈性體基質100制備的可植入器具的一個或多個表面以改進它到連接機構，如錨或縫合線的連接效率，使得連接機構不撕裂開或不從可植入器具脫出。不由任何特定的理論約束，認為，如上所述，通過提供更少的空隙和更大的阻力，在可植入器具上產生另外的接觸固定表面，來抑制撕裂開或脫出。可以采用幾種不同的方式帶來彈性體基質100外層的熔合和/或選擇性熔融。在一個實施方案中，用于切割彈性體基質ioo的塊到制備最終可植入器具大小和形狀的刀或刀口可以加熱到高的溫度例如，如在實施例7中所述。在另一個實施方案中，通過使用激光切割設備，從彈性體基質100的更大塊切割所需形狀和大小的器具，和，在該方法中，熔融與激光束接觸的表面。在另一個實施方案中，冷激光切割設備用于切割所需形狀和大小的器具。在又另一個實施方案中，加熱的模具可用于由熱壓縮的方法向器具賦予所需的大小和形狀。從更大塊切割的，尺寸輕微過大的彈性體基質ioo可以放入加熱的模具。將低后者的整體尺寸到所需的大小和形狀和熔合與加熱模具接觸的那些表面例如，如在實施例8中所述。在每個上述實施方案中，在一個實施方案中用于成形和定尺寸的加工溫度大于約15匸。在另一個實施方案中，用于成形和定尺寸的加工溫度大于約IO(TC。在另一個實施方案中，用于成形和定尺寸的加工溫度大于約130°C。在另一個實施方案中，通過在最外部表面的熔合期間覆蓋未熔合的最外部表面的層和/或部分，保護它們不受曝露。在外部表面上的涂料可以從生物相容性聚合物制備，它可包括生物降解和非生物降解聚合物兩者。合適的生物相容性聚合物包括在先前部分中公開的那些生物相容性聚合物。當然理解材料的列舉是說明性的但不是限制性的。在一個實施方案中，通過施加可吸收的聚合物熔體涂料到成形的彈性體基質上關閉表面孔。彈性體基質和涂料一起形成器具。在另一個實施方案中，表面孔由如下方式關閉通過施加可吸收的聚合物溶液涂料到成形的彈性體基質上以形成器具。在另一個實施方案中，結合在一起的涂料和彈性體基質占據比單獨未涂敷彈性體基質大的體積。彈性體基質100上的涂料可以由，如浸漬或噴涂包括與醫藥活性劑混合的一種或多種聚合物的涂料溶液而施加。在一個實施方案中，涂料溶液中的聚合物含量是約1°/。-約40wt%。在另一個實施方案中，涂料溶液中的聚合物含量是約1%-約20wt%。在另一個實施方案中，涂料溶液中的聚合物含量是約1%-約10wt%。在另一個實施方案中，保護未溶液涂敷的最外部表面的層和/或部分不受曝露，其方法包括在最外部表面的溶液涂敷期間覆蓋它們。如根據在先前部分中(即在"賦予內孔特征"部分中)所討論的內容，選擇用于涂料溶液的溶劑或溶劑共混物。在一個實施方案中，彈性體基質100上的涂料可以由如下方式施加熔融成膜涂料聚合物和由浸涂施加熔融的聚合物到彈性體基質100，例如，如在實施例9中所述。在另一個實施方案中，彈性體基質100上的涂料可以由如下方式施加熔融成膜涂料聚合物和在諸如擠79出或共擠出的方法中，通過模頭施加熔融的聚合物到由彈性體基質100形成的心軸上作為熔融聚合物的薄層。在任一個這些實施方案中，熔融的聚合物涂敷最外部表面和橋接或堵塞該表面的孔，但不滲透入內部到任何顯著的深度。不由任何特定的理論約束，認為這是由于熔融聚合物的高粘度。因此，保持從最外部表面除去的彈性體基質部分的，和不與熔融聚合物接觸的最外部彈性體基質表面部分的網狀特性。在冷卻和固化時，熔融的聚合物在彈性體基質IOO上形成固體涂料層。在一個實施方案中，熔融熱塑性涂料聚合物的加工溫度是至少約60°C。在另一個實施方案中，熔融熱塑性涂料聚合物的加工溫度是至少大于約90。C。在另一個實施方案中，熔融熱塑性涂料聚合物的加工溫度是至少大于約120°C。在另一個實施方案中，保護未熔體涂敷的最外部表面的層和/或部分不受曝露，其方法包括在最外部表面的熔體涂敷期間覆蓋它們。本發明的另一個實施方案采用膠原涂敷的復合彈性體可植入器具，如上所述，配置為在可植入器具周圍延伸的套管。膠原基質套管可以植入在血管畸形部位，或者鄰近或者接觸該部位。這樣布置，膠原基質套管可用于幫助保持彈性體基質100，促進組織密封的形成和有助于防止泄漏。在一個實施方案中，通過提高成纖維細胞到膠原的連接，膠原在彈性體基質100中的存在可提高細胞向內生長和增生和改進機械穩定性。膠原的存在可刺激彈性體基質100的互連孔的更早和/或更完全浸潤。醫藥活性劑遞送在另一個實施方案中，用于涂敷網狀彈性體基質100的成膜聚合物可提供醫藥活性劑，例如，藥物，遞送和/或受控釋放的載體，如在共同未決申請中所述。在另一個實施方案中，將醫藥活性劑與彈性體基質100的涂料混合，共價鍵合到彈性體基質100的涂料和/或吸附入彈性體基質100的涂料中或吸附到其中，以提供藥物組合物。在另一個實施方案中，用于形成泡沫的組分、聚合物和/或共混物包括醫藥活性劑。為形成這些泡沫，將先前所述的組分，聚合物和/或共混物在形成泡沐之前與醫藥活性劑混合或在它形成之后將醫藥活性劑裝載入泡沫。在一個實施方案中，涂料聚合物和醫藥活性劑含有共同的溶劑。這可提供是溶液的涂料。在另一個實施方案中，醫藥活性劑可以在涂料聚合物在溶劑中的溶液中存在為固體分散體。包括醫藥活性劑的網狀彈性體基質100可以由如下方式配制通過將一種或多種醫藥活性劑與用于制備泡沫的聚合物，與溶劑或與聚合物-溶劑混合物混合和發泡。或者，在一個實施方案中，使用藥用載體將醫藥活性劑涂敷到泡沫上。如果釆用熔體涂敷，然后，在另一個實施方案中，醫藥活性劑經得起熔體加工溫度而沒有它效率的顯著減少。包括醫藥活性劑的配制劑可以由如下方式制備混合，共價鍵合和/或吸附一種或多種醫藥活性劑與網狀彈性體基質100的涂料或將醫藥活性劑引入另外的疏水性或親水性涂料。醫藥活性劑可以存在為液體，細分的固體或另一種適當的物理形式。典型地，但任選，基質可包括一種或多種常規添加劑，如稀釋劑、載體、賦形劑、穩定劑等。在另一個實施方案中，頂部涂層可以應用于醫藥活性劑的延遲釋放。在另一個實施方案中，頂部涂層可以用作第二醫藥活性劑遞送的基質。包括快速和緩慢水解聚合物的各自層的層狀涂料可用于進行醫藥活性劑的分級段釋放或控制放入不同層的不同醫藥活性劑的釋放。聚合物共混物也可用于控制不同醫藥活性劑的釋放速率或提供涂層特性(如彈性，韋刃性)和藥物遞送特性(如釋放情況)的所需平衡。具有不同溶劑溶解度的聚合物可用于建立不同的聚合物層，該聚合物層可用于遞送不同的醫藥活性劑或控制醫藥活性劑的釋放情況。醫藥活性劑的存在數量依賴于采用的特定醫藥活性劑和治療的醫療疾病。在一個實施方案中，醫藥活性劑以有效量存在。在另一個實施方案中，醫藥活性劑的數量為按重量涂料的約0.01°/。-約60°/。。在另一個實施方案中，醫藥活性劑的數量為按重量涂料的約0.01%-約40%。在另一個實施方案中，醫藥活性劑的數量為按重量涂料的約0.1%-約20%。許多不同的醫藥活性劑可以與網狀彈性體基質組合使用。通常，可以通過本發明藥物組合物給藥的醫藥活性劑非限制性地包括，任何治療劑或醫藥活性劑(包括但不限于核酸，蛋白質，脂質，和碳水化合物)，它們具有施加到植入部位或通過本發明藥物組合物給藥的所需生理學特性。治療劑非限制性地包括抗感染藥如抗生素和抗病毒劑；化療劑(如抗癌劑)；抗排斥劑；鎮痛藥和鎮痛藥組合；抗炎劑；激素如類固醇；生長因子(包括但不限于細胞因子，化學增活素，和白細胞介素)和其它天然衍生或遺傳工程蛋白質、多糖、糖蛋白和脂蛋白質。這些生長因子描述于f多4和滲復W勿應和^f差^，VickiRosen和R.ScottThies，出版社R.G.LandesCompany,在此引入作為參考。另外的治療劑包括凝血酶抑制劑、抗血栓形成劑、血栓溶解劑、纖溶劑、血管痙攣抑制劑、鈣通道阻滯劑、血管擴張劑、抗高血壓劑、抗微生物劑、抗生素、表面糖蛋白受體的抑制劑、抗血小板劑、抗有絲分裂物質、微導管抑制劑、抗分泌劑、肌動蛋白抑制劑、重塑抑制劑、反義核苷酸、抗代謝產物、抗增殖劑、抗癌化療劑、抗炎甾類、非類固醇類抗炎劑、免疫抑制劑、生長激素拮抗劑、生長因子、多巴胺促效藥、放射治療劑、肽、蛋白質、酶、細胞外基質組分、血管緊張素轉換酶(ACE)抑制劑、自由基清除劑、螯合劑、抗氧劑、抗聚合酶、抗病毒劑、光動力治療劑和基因治療劑。另外，各種蛋白質(包括短鏈肽)、生長劑、趨化劑、生長因子受體或陶瓷粒子可以在加工期間加入到泡沫中，吸附到表面上或在制備泡沫之后反填充入泡沫中。例如，在一個實施方案中，泡沫的孔可以部分或完全由生物相容性可再吸收合成聚合物或生物聚合物(如膠原或彈性蛋白)、生物相容性陶瓷材料(如羥磷灰石)、和其組合填充，和可任選包含促進通過器具的組織生長的材料。這樣的組織生長材料包括但不限于自體移植物、同種異體移植物或異種嫁接骨、骨髓和形態蛋白質。生物聚合物也可用作傳導或趨向材料，或用作生長因子的遞送載體。例子包括重組膠原、動物衍生的膠原、彈性蛋白和玻璃酸。醫藥活性涂料或表面處理劑也可以在材料表面上存在。例如，生物活性肽序列(RGD，s)可以連接到表面以促進蛋白質吸收和隨后的細胞組織連接。生物活性分子非限制性地包括蛋白質、膠原(包括類型IV和XVIII)、纖維狀膠原(包括類型I，II，III,V，XI)、FACIT膠原(類型IX，XII，XIV)、其它膠原(類型VI，VII，XIII)、短鏈膠原(類型VIII，X)、彈性硬蛋白、接觸蛋白-1、肌原纖維蛋白、纖連蛋白、纖維素蛋白、纖維蛋白原、纖維蛋白聚糖、纖調蛋白、fibulin、磷脂酰肌醇聚糖、玻連蛋白、層粘連蛋白、巢蛋白、母蛋白、基底膜蛋白多糖、肝素、硫酸乙酰肝素蛋白多糖、核心蛋白多糖、中間絲相關蛋白、角質素、多配體聚糖、集聚蛋白、整連蛋白、聚集蛋白聚糖、雙糖鏈蛋白多糖、骨唾液蛋白、軟骨基質蛋白質、Cat-301蛋白多糖、CD44、膽鹼酯酶、HB-GAM、透明質烷、透明質烷結合蛋白質、粘蛋白、骨橋蛋白、纖溶酶原、纖溶酶原活化因子抑制劑、限制素、絲甘蛋白聚糖、生腱蛋白、凝血酶致敏蛋白、組織型纖溶酶原激活劑、尿激酶型纖酶原激活劑、多功能聚糖、遺傳性假性血友病因子、葡聚糖、阿拉伯半乳聚糖、殼聚糖、聚交酯(polyacUde)-乙交酯、藻酸鹽、茁霉多糖、明膠和白蛋白。另外的生物活性分子非限制性地包括細胞粘著分子和基質細胞蛋白質，包括免疫球蛋白(lg;包括單克隆和多克隆抗體)、鈣粘著蛋白、整連蛋白、選擇蛋白、和H-CAM超家族。例子非限制性地包括AMOG、CD2、CD4、CD8、C-CAM(CELL-CAM105)、細胞表面半乳糖基轉移酶、連接蛋白、橋粒糖蛋白、橋粒核心糖蛋白、成束蛋白、Fll、GPIb-IX配合物、細胞間粘著分子、白細胞共同抗原蛋白質酪氨酸磷酸酯(LCA，CD45)、LFA-1、LFA-3、甘露糖結合蛋白質(MBP)、MTJC18、髓磷脂聯合糖蛋白(MAG)、神經細胞粘著分子(NCAM)、神經束蛋白、神經膠質蛋白、neurotactin、神經生長因子、PECAM-1、PH-20、信號素、TAG-1、VCAM-1、SPARC/骨粘連蛋白、CCN1(CYR61)、CCN2(CTGF;結締組織生長因子)、CCN3(N0V)、CCN4(WISP-1)、CCN5(WISP-2)、CCN6(WISP-3)、occludin和claudin。生長因子非限制性地包括BMP's(1-7)、BMP類蛋白質(GFD-5，-7，-8)、表皮生長因子(EGF)、促紅細胞生成素(EPO)、成纖維細胞生長因子(FGF)、生長激素(GH)、生長激素釋放因子(GHRF)、粒細胞集落刺激因子(G-CSF)、粒細胞-巨噬細胞集落刺激因子(GM-CSF)、胰島素、胰島素類生長因子(IGF-I，IGF-11)、胰島素類生長因子結合蛋白(IGFBP)、巨噬細胞集落刺激因子(M-CSF)、多-CSF(II-3)、血小板衍生的生長因子(PDGF)、腫瘤生長因子(TGF-a，TGF-卩)、腫瘤壞死因子(TNF-a)、血管內皮生長因子(VEGF，s)、血管生成素、胎盤生長因子(PIGF)、白細胞介素、和已知與上述因子結合的受體蛋白質或其它分子。短鏈肽非限制性地包括(由單字母氨基酸編碼標示)RGD、EILDV、RGDS、RGES、RFDS、GRDGS、GRGS、GRGDTP和QPPRARI。網狀彈性體基質的其它后加工除以上討論的成網和賦予內孔特征以外，彈性體基質100可經歷進一步的加工步驟。例如，彈性體基質IOO可以內多孔地親水化，如上所述，由后處理或通過將彈性體基質放入親水環境以使它的微結構表面更為化學反應性的。在另一個實施方案中，生物有用的化合物，或包含它們的受控釋放配制劑可以連接到內多孔表面用于局部遞送和釋放，在共同未決申請中描述的實施方案。在另一個實施方案中，可以退火從本發明彈性體基質100制備的產物以穩定結構。在高溫度下的退火可改進半結晶聚氨酯中的結晶度。結構穩定和/或另外的結晶度可向從彈性體基質100制備的可植入器具提供提高的貯存期限穩定性。在一個實施方案中，退火在超過約50。C的溫度下進行。在另一個實施方案中，退火在超過約IO(TC的溫度下進行。在另一個實施方案中，退火在超過約125。C的溫度下進行。在另一個實施方案中，退火進行至少約2小時。在另一個實施方案中，退火進行約4-約8小時。在交聯的聚氨酯中，在高溫度下的固化也可改進結構穩定和長期貯存期限穩定性。彈性體基質100在它的形成或生產期間可以模塑成任何的很多種形狀和大小。形狀可以是工作構型，如在共同未決申請中描述的任何形狀和構型，或形狀可能是用于批量原料。隨后可以將原料物品切割，修剪，沖壓或另外成形用于最終用途。例如，定尺寸和成形可以通過使用刀片、沖壓機、鉆孔機或激光器進行。在每個這些實施方案中，用于成形和定尺寸的切割工具的加工溫度可能大于約IO(TC。在另一個實施方案中，用于成形和定尺寸的切割工具的加工溫度可能大于約13(TC。整理步驟可在一個實施方案中包括，宏觀結構表面突出物，如支柱等的修剪，它可刺激生物組織。在另一個實施方案中，整理步驟可包括熱退火。退火可以在最終的切割和成形之前或之后進行。定患者中的特定治療，如成象或本領域技術人員已知的其它技術確定的那樣。特別地，一個或小數目，如小于約15個在一個實施方案中和小于約6個在另一個實施方案中彈性體基質IOO可包括用于治療不希望的空腔例如，血管畸形的可植入器具。從彈性體基質100制備的成形和定尺寸器具的尺寸依賴于治療的特定血管畸形而變化。在一個實施方案中，在壓縮和遞送之前器具的主要尺寸是約lmm-約100mm。在另一個實施方案中，在壓縮和遞送之前器具的主要尺寸是約lmm-約7mm。在另一個實施方案中，在壓縮和遞送之前器具的主要尺寸是約7mm-約10mm。在另一個實施方案中，在壓縮和遞送之前器具的主要尺寸是約10mm-約30mm。在另一個實施方案中，在壓縮和遞送之前器具的主要尺寸是約30mm-約100mm。在壓縮和通過遞送器具，如導管注射器或內窺鏡遞送時，彈性體基質100可顯示壓縮永久變形。在另一個實施方案中，當設計器具的預壓縮尺寸時，考慮壓縮永久變形和它的標準偏差。在一個實施方案中，參考到部位的入口中確定的體積，使用可植入器具或器具系統治療患者，該系統自身不完全填充目標空腔或其中器具系統位于的其它部位。在一個實施方案中，甚至在彈性體基質孔由生物流體或組織占據之后，可植入器具或器具系統不完全填充目標空腔或其中植入物體系位于的其它部位。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統的原位完全膨脹體積至少比部位體積小1%。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統的原位完全膨脹體積至少比部位體積小15%。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統的原位完全膨脹體積至少比部位體積小30%。可植入器具或器具系統可包括一個或多個占據空腔中的中心位置的彈性體基質100。可植入器具或器具系統可包括一個或多個位于空腔入口或門口的彈性體基質100。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統包括一個或多個柔性，可能片狀的彈性體基質100。在另一個實施方案中，這樣的彈性體基質，由合適的液體動力學在植入部位協助，遷移到鄰近空腔壁停止。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統的原位完全膨脹體積比空腔體積大約1°/。-約40%。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統的原位完全膨脹體積比空腔體積大約5%-約25%。在另一個實施方案中，可植入器具體系對由血管畸形占據的體積的比例是約70%-約90%。在另一個實施方案中，可植入器具體積對由血管畸形占據的體積的比例是約90%-約100%。在另一個實施方案中，可植入器具體積對由血管畸形占據的體積的比例是約90%到小于約100%。在另一個實施方案中，可植入器具體積對由血管畸形占據的體積的比例是約100%-約140%。生物耐久網狀彈性體基質100,或包括這樣基質的可植入器具系統可以由本領域已知的任何方法，包括y輻射、高壓滅菌法、環氧乙烷滅菌、紅外線輻射和電子束輻射消毒。在一個實施方案中，用于制造彈性體基質100的生物耐久彈性體容忍這樣的消毒而沒有有用物理和機械性能的損失。y輻射的使用可潛在提供另外的交聯以提高器具的性能。在一個實施方案中，滅菌產物可以包裝在紙、聚合物或其它合適材料的無菌包裝物中。在另一個實施方案中，在這樣的包裝物中，將彈性體基質IOO壓縮在保留構件中以促進它以壓縮構型裝栽入遞送器具，如導管或內窺鏡。在另一個實施方案中，彈性體基質100包括具有壓縮永久變形的彈性體，使得它能夠膨脹到它的預壓縮體積的相當大的比例，如在25。C下膨脹到它的預壓縮體積的至少50%。在另一個實施方案中，彈性體基質IOO在這樣的包裝物中壓縮保持典型的商業貯存時間和分布時間之后發生膨脹，該時間通常超過3個月和可以是從制造到使用至多1或5年。放射不透明性在一個實施方案中，可以使可植入器具變成放射不透明的以便于體內成象例如，通過粘合到，共價鍵合到和/或引入到放射不透明材料的彈性體基質自身粒子。放射不透明材料包括鈦、鉭、鵠、硫酸鋇或本領域技術人員已知的其它合適材料。可植入器具用途網狀彈性體基質IOO，和引入其的可植入器具可以如在共同未決申請中所述使用。在一個非限制性實施例中，對于給定的部位選擇一個或多個網狀彈性體基質100。將每個依次壓縮和載入遞送器具，如導管、內蔬鏡、注射器等。遞送器具通過意欲患者宿主的脈管系統或其它血管系統曲折前進和將網狀彈性體基質100釋放入目標部位。一旦在部位釋放，網狀彈性體基質100回彈膨脹到大約它的最初的、松馳大小和形狀，當然，膨脹到它的壓縮永久變形極限和任何所需彎曲、褶皺或其它構象到可植入器具可采用的部位組織。不由任何特定的理論約束，認為，原位液體動力學如脈動血壓可以，與合適成形的網狀彈性體基質100—起，例如，引起彈性體基質遷移到部位周圍，如緊靠著壁。當將網狀彈性體基質ioo放入或攜帶到導管，如體液通過的管腔或脈管，它可提供對體液如血液流動的直接阻力。由于血栓形成響應，這與炎性應答和凝血連鎖的激活相關，導致凝塊的形成。因此，可植入器具表面誘導的局部湍動和停滯點可導致血小板激活，凝結，凝血酶形成和血凝固。在一個實施方案中，細胞實體如成纖維細胞和組織可侵入和生長入網狀彈性體基質100。在適當的時機，這樣的向內生長可延伸到插入的網狀彈性體基質100的內部孔200和空隙。最后，彈性體基質100可基本由增殖細胞向內生長填充，該向內生長提供可占據它之中部位或空隙空間的本體。可能的組織向內生長類型包括，但不限于纖維組織和內皮組織。在另一個實施方案中，可植入器具或器具系統引起在整個部位，在整個部位邊界中，或通過一些膨脹表面的細胞向內生長和增生，因此密封部位。隨時間，來自組織向內生長的此誘導纖維脈管實體可引起可植入器具被引入導管。組織向內生長可導致對可植入器具隨時間的遷移的非常有效阻力。它也可防止導管的再通。在另一個實施方案中，組織向內生長是可以長期持續的，無害的和/或機械穩定的瘢痕組織。在另一個實施方案中，在時間進程中，例如從2周到3個月到1年，植入的網狀彈性體基質100完全由組織，纖維組織，瘢痕組織等填充和/或囊封。可植入器具的特征，它的官能性和與身體中導管，管腔和空腔的相互作用，如上所示，可用于治療許多動靜脈畸形("AVM")或其它血管異常。這些包括AVMs，進液和排液脈管的異常，動靜脈瘺，如大動靜脈連接的異常、腹主動脈動脈瘤內移植物內泄漏(如與內移植物患者中II型內泄漏發展相關的腸系膜下動脈和腰動脈)、胃腸出血、假性動脈瘤、精索靜脈曲張閉合和女性管狀閉合。在另一個實施方案中，對于動脈瘤治療，將網狀彈性體基質100放置在部位壁和插入以治療動脈瘤的移植元件之間。典型地，當移植元件單獨用于治療動脈瘤時，它部分地由向內生長組織圍繞，它可提供動脈瘤可再形成或繼發性動脈瘤可形成的部位。在一些情況下，甚至在植入移植物以治療動脈瘤之后，不希望的閉合，流體截留或流體池可發生，因此降低植入的移植物的效率。通過采用在此所述的本發明網狀彈性體基質100,認為，不由任何特定的理論約束，可以避免這樣的閉合、流體截留或流體池，和治療的部位可完全與包括纖維組織和/或內皮組織的組織一起向內生長，防止抗血液泄漏或防止出血的危險，和有效地收縮。在一個實施方案中，可植入器具可以由纖維性嚢封固定和部位可甚至被近乎永久地密封。在一個實施方案中，植入部位和周圍的導管可以由動脈血管造影術成象。在另一個實施方案中，也可以將它們成象以將希望的部位的三維局部解剖形態繪制成圖或建立模型以促進網狀彈性體基質100的選擇。然后可以在它遞送到目標部位之前，預測可植入器具的大小和形狀。或者，可以使用合適的成象技術，如磁共振成象(MRI)、計算機化斷層掃描(CT掃描)、采用對比劑的X射線成象或超聲將網狀彈性體基質IOO通常制造以在希望的部位中裝配或容納。其它合適的成象方法是本領域技術人員已知的。在進一步的實施方案中，在此公開的可植入器具可以用作藥物遞送載體。例如，生物耐久實心相120可以混合入，共價鍵合到和/或吸附入治療劑。任何的各種治療劑可以由可植入器具遞送例如，先前在此/>開的那些治療劑。實施例如下實施例進一步說明本發明的某些實施方案。這些實施例僅用于說明性的目的提供和決不限制本發明的范圍。實施例1聚碳酸酯聚氨酯基質由犧牲模具的制造如圖10所示，通過將粒子800,如在中等溫度和壓力下，由如從BakerPetrolite(SugarLand,TX)獲得的VYBAR260烴聚合物形成的球形蠟狀粒子800熔合在一起制備底物。在使用之前，將粒子800篩分到相對窄的直徑分布，約3mm-約5mm直徑。將約20mL的篩分粒子傾入具有穿孔底部的透明100mL聚丙烯一次性燒杯，即容器820,以在燒杯中提供具有顯著高度的致密三維本體。將燒杯放入連接到布氏燒瓶的密封劑套管，該布氏燒瓶依次連接到低壓源。通過采用在負荷鋪展板840上支撐的重物W，將約3-5psi(約2，100-3，500kg/m2)的壓力施加到蠟粒子800，該負荷鋪展板840位于蠟粒子上以在粒子上施加壓縮力。將燒杯升溫到約5(TC-約S5。C的溫度。將蠟粒子在燒杯中緊密填裝，彼此在每個粒子約5-8個接觸點86接觸。持續壓縮直到發生粒子界面的變平，它由如下方式確定對透89明燒杯壁目測觀察粒子變平，反轉燒杯和注意到沒有粒子從本體下落，或由這兩種方法。務必避免過度壓縮，因此保證粒子之間保留的空隙通道的適當體積。通過使用在5rpm下轉動的旋轉星形輪在3天時間內，在THF中翻轉和攪拌BI0NATE⑧粒料制備在THF中等級80ABIONATE⑧聚碳酸酯聚氨酯的10wty。溶液。在密封容器中制備溶液以最小化溶劑損失。將約60mL的10%聚合物溶液傾注到蠟粒子的頂部層上。將約5英寸汞的減壓施加到布氏燒瓶。一旦聚合物溶液下移入蠟粒子，將另外20mL粒子傾注到架子的上部層上和將略微小于燒杯內徑的負荷鋪展板施加到粒子的頂部。然后將約3-5psi(約2，100-3，500kg/m2)的壓力施加到板。一旦聽到空氣嘶嘶地通過粒子，停止減壓對布氏燒瓶的施加，除去壓縮，和然后允許獲得的"栓塞"定形約1小時。在此時間之后，反轉燒杯和將任何過量的粒子從栓塞除去。將栓塞放入空氣流中的不銹鋼籃中約16小時以除去殘余的THF，因此提供在聚碳酸酯聚氨酯之間具有空隙包含蠟狀粒子的固體塊。當干燥時，扭曲栓塞以疏松不嵌入聚合物、放入不銹鋼籃的任何蠟粒子，和將籃放入保持在約85。C-9(TC的烘箱約1小時以熔融出蠟。如要求，可以壓縮栓塞以協助排出過量的液體蠟。將多孔聚合物塊在己烷中重復洗滌以除去殘余蠟和允許空氣干燥。從掃描電子顯微照片("SEM")觀察荻得的彈性體基質的平均孔直徑是約200pm-約50(^m。彈性體基質顯現為具有網狀結構而沒有任何或，至多僅很少的殘余泡孔壁。此特征提供細胞向內生長和增生的特別有利潛力。將直徑為10、15和20mm和長度為5、8和10mm的圓筒體和邊為1Omm的立方體從網狀材料塊切割以形成原型器具。實施例2聚碳酸酯聚氨酯基質由犧牲模具的制造重復實施例1三次，每次采用更小的粒子，即平均尺寸分別為1.5，1和0.5mm的粒子。在每種情況下獲得可比于實施例1的結果。實施例3聚碳酸酯聚氨酯基質由犧牲模具另外方法的制造根據實施例1制備BIONATE⑧80A在THF中的溶液，區別在于它的濃度是聚碳酸酯聚氨酯聚合物的7wt%。也如在實施例1中所述，使用VYBAR260烴聚合物粒子，區別在于在使用之前，將粒子篩分到比較窄的直徑分布，約lmm-約2mm直徑。如在實施例1中所述，將約20mL的7%聚合物溶液傾注到蠟粒子的頂部層上。然而，在此實施例中，在由溶液接觸之前將燒杯中的蠟粒子既不加熱也不壓縮。將約5英寸汞的減壓施加到布氏燒瓶。一旦聚合物溶液下移入蠟粒子，將另外20mL粒子傾注到架子的上部層上和將略微小于燒杯內徑的負荷鋪展板施加到粒子的頂部。然后將約3-5psi(約2，100-3，500kg/m2)的壓力施加到板。一旦聽到空氣嘶嘶地通過粒子，停止減壓對布氏燒瓶的施加，除去壓縮，和然后允許獲得的"栓塞"定形約l小時。在此時間之后，反轉燒杯和將任何過量的粒子從栓塞除去。其后，將THF和蠟如在實施例1所述除去和多孔聚合物塊在己烷中重復洗滌以除去殘余的蠟和允許空氣干燥。聚合物塊，如從圖12中該塊的代表性SEM圖象顯然的那樣，顯現為具有網狀結構而沒有任何或，至多僅很少的殘余泡孔壁。應當注意到圖12中的SEM圖象顯示圖7中簡要說明的許多相同特征，如網狀實心相120，連續互連空隙相140，多個在許多交叉部分180之間延伸和互連許多交叉部分180的支柱160，和多個孔200。聚合物塊的網狀本質提供細胞向內生長和增生的特別有利潛力。網狀彈性體基質材料的密度由如下方式測定通過精確稱重已知體積的材料，在此13.75cc，和將重量除以體積以獲得0.045gm/cc或2.8lb/f"的密度。空隙率測定為約96%。對尺寸為50mm長x25mm寬x12.5mm厚的樣品進行拉伸測試。計量長度是25mra和十字頭速度是25mm/分鐘。網狀彈性體基質材料的拉伸強度測定為19.3psi(13，510kg/m2)和斷裂伸長率是466%。將直徑為10、15和20mm和長度為5、8和10mm的圓筒體和邊為1Omm的立方體從網狀材料塊切割以形成原型器具。實施例4聚碳酸酯聚氨酯基質由犧牲模具使用共溶劑的制造將從BakerPetrolite獲得的VYBAR260支化烴聚合物的粒子熔融和在90°C-105。C的溫度下通過0.75英寸(19mm)直徑紡絲噴嘴擠出。擠出物通入由90wt。/。異丙醇/10wt。/。水的混合物填充的保持在15。C-30。C的溫度下的燒杯。調節混合物的表面高度，使得混合物的頂部是在在噴嘴底部以下22英寸(560mm)。將珠粒/混合物漿料通過篩孔尺寸小于井25(710nm)的篩網收集固化的珠粒。將包含珠粒的篩網放入HEPA過濾的空氣流中以干燥珠粒至少4小時。再次篩分干燥的珠粒。使用直徑為1.7mm-4mm的兩次篩分珠粒。共溶劑用于形成聚碳酸酯聚氨酯/鉭溶液。5wt仰I0MTE80A聚碳酸酯聚氨酯，與經稱重的BIONATE的10wt。/。的鉭粉末或總體0.5wt。/。的鉭粉末一起，在97wt%THF/3wt%DMF混合物中的溶液通過使用在5rpm下轉動的旋轉星形輪在3天時間內，翻轉和攪拌成分進行制備。在密封容器中制備溶液以最小化溶劑損失。325篩目大小的99.9%純鉭粉末從AldrichChemicalCo.(Milwaukee，WI.)獲得。其后，將混合物在烘箱中在60。C下加熱24小時然后冷卻到約25。C。在約"。C下溶液粘度測定為310厘泊。將約500mL上述的兩次篩分珠粒傾入具有穿孔底部的透明1L聚丙烯一次性燒杯。將珠粒填充的燒杯放入真空腔，使用真空泵降低壓力，和將珠粒釆用125mL上述5wt%BI0MTE聚合物溶液覆蓋同時保持腔室壓力在5-10in.Hg。一旦溶液在珠粒的頂表面以下滲透，斷開真空泵。將珠粒由約另外100mL兩次篩分的珠粒覆蓋和使用清潔燒杯的基底將輕微壓力施加到珠粒層的頂部。其后，將含溶液的珠粒放置到通風櫥中的干燥架上約3-4小時時間以允許THF/DMF混合物蒸發。然后，將珠粒在減壓下在約"。C下干燥24-48小時時間以除去任何殘余的溶劑。獲得聚合物和蠟的栓塞。如要求，可以將栓塞任選在水中洗滌和在減壓下在約"。C下保持另外12小時時間以除去水和任何殘余溶劑。在干燥之后，將栓塞輕微機械扭曲以疏松未嵌入聚合物的任何蠟粒子，除去該蠟粒子。其后，將栓塞放置不銹鋼機架上和在托盤上放置。將組合體放入保持在約80。C-85。C的烘箱約1-3小時以熔融蠟和允許它從栓塞流入托盤。如要求，壓縮栓塞以協助從栓塞排出液化蠟。將獲得的彈性體基質在己烷中重復洗滌，采用新鮮己烷替代己烷洗滌液至少兩次。其后，彈性體基質在75-80。C庚烷中經受另外的洗滌約2小時以除去任何殘余的蠟。允許彈性體基質在約25。C下空氣干燥。彈性體基質顯現為具有網狀結構，其具有幾乎沒有或沒有殘余泡孔壁。此方面有利于促進細胞向內生長和增生。實施例5CHRONOFLEX聚氨酯基質由犧牲才莫具的制造采用CHRONOFLEX⑧C聚氨酯彈性體代替BIONATE⑧聚碳酸酯聚氨酯和使用N-甲基-2-吡咯烷酮代替THF重復實施例3。獲得可比于實施例3的結果。實施例6組織向內生長的測定為測定使用本發明的網狀彈性體基質可植入器具的細胞向內生長和增生程度，進行手術，其中將這樣的網狀可植入器具放入Sprague-Dawley大鼠的皮下組織。將八只在麻醉之前任意得到食品和水的重約375g-約425g的Sprague-Dawley大鼠釆用60mg/kg戊巴比妥鈉的腹膜內注射誘導。在麻醉之后，將動物放置在加熱墊上和在3rc的溫度下保持整個過程和緊接著的恢復時期。讓動物處于仰臥位，采用15號解剖刀切小正中線腹壁切口。切開皮膚和皮下組織，和將淺筋膜和肌肉層從皮下組織由鈍器解剖法分離。然后將根據實施例3制備的和直徑為約5mm和長度為8mm的一個圓筒形聚氨酯網狀彈性體基質可植入器具插入每個動物的腹部皮下袋。采用永久縫合線關閉皮膚。將動物返回到它們的籠和允許恢復。將動物任意給予食品和水以下14天，然后將含有皮膚和肌肉組織的可植入器具從腹壁收集。在14天結束時，將每個動物安樂死。采用60mg/kg戊巴比妥鈉的腹膜內注射誘導麻醉和動物由二氧化碳殺死。曝露先前的切口。除去包含可植入器具的腹壁區段。對于每個動物，將可植入器具和全厚度腹壁放入福爾馬林用于保存。可植入器具在腹壁中的組織病理學評價由常規H&E染色進行。從組織學載玻片的檢查，提供實施例的圖13,可植入器具展示纖維脈管組織向內生長，粘液樣的基質，新膠原纖維形成和與外科植入物過程一致的早期炎癥細胞響應的證據。可植入器具支持組織向內生長和展示它對于永久組織替換，空腔或血管閉塞和組織增加的能力和潛力。實施例7具有選擇性非多孔表面的可植入器具使用根據實施例3制備的網狀材料的塊。具有刀邊緣的加熱刀用于從塊切割直徑10mm和長度15mm的圓筒體。刀溫度大于13(TC。與加熱刀接觸的塊表面因與加熱刀接觸顯現為熔合和是非多孔的。希望保留多孔的，即不熔合的塊的那些表面不曝露于加熱刀。實施例8具有選擇性非多孔表面的可植入器具使用根據實施例3制備的網狀材料的輕微超尺寸塊。將輕微超尺寸塊放入加熱到大于130。C的溫度的模具。然后將模具在塊上關閉以降低總尺寸到所需的大小。在從模具除去塊時，與模具接觸的塊表面因與模具接觸顯現為熔合和非多孔的。保護希望保留多孔的，即不熔合的塊的那些表面而不曝露于加熱的模具。具有刀邊緣的加熱刀用于從塊切割直徑10mm和長度15mm的圓筒體。實施例9具有選擇性非多孔表面的浸漬涂敷可植入器具使用根據實施例3制備的網狀材料的塊。將包含90摩爾。/。PGA和10摩爾。/。PLA的共聚物的涂料按如下所述施加到外表面。將PGA/PLA共聚物在擠出機中在205。C下熔融和將塊浸入熔體以涂敷它。覆蓋保持多孔，即不由熔體涂敷的塊的那些表面以保護它們和不曝露于熔體。在脫除時，熔體固化和在它接觸的塊表面上形成薄非多孔涂料層。實施例10膠原涂敷彈性體基質的制造將由從牛皮萃取獲得的膠原洗滌和切碎成原纖維。通過劇烈攪拌膠原和水以及加入無機酸到約3.5的pH制備1wt。/。膠原含水漿料。將根據實施例1制備的網狀聚氨酯基質切割成60mm乘60mm乘2mm的片。將片放入淺托盤和膠原漿料傾注在它之上使得片完全浸入漿料，和任選振動托盤。如需要，將過量漿料從片潷析和將漿料浸漬的片放置在塑料托盤上，將該塑料托盤放置在保持在l(TC下的冷凍干燥器托盤上。冷凍干燥器托盤溫度在約rc/分鐘的冷卻速率下從1(TC下降到-35。C和冷凍干燥器中的壓力降低到約75毫乇。在-35。C下保持8小時之后，將托盤的溫度在約rc/小時的速率下升高到l(TC和然后在約2.5。C/小時的速率下升高直到達到25。C的溫度。在冷凍干燥期間，水升華出凝固的膠原漿料，留下在網狀聚氨酯基質片的孔中沉積的多孔膠原基質。壓力返回到l個大氣壓。任選，將多孔膠原涂敷的聚氨酯基質片在約110。C下在氮氣流中進行進一步的熱處理約24小時以交聯膠原，因此提供另外的結構整體性。實施例11膠原涂敷彈性體基質管的制造將根據實施例3制備的、直徑為10mm和長度為30mm的網狀聚氨酯基質圓筒形塊放入直徑為50mm和長度為100mm的圓筒形塑料模具。遵循實施例10中所述的方法，將含水膠原漿料傾入模具和完全浸入網狀聚氨酯基質的圓筒形塊。將含漿料的模具如在實施例10中那樣冷卻和在減壓下放置。如在實施例IO那樣由升華除去水和，在從模具取出時，形成多孔圓柱形栓塞。圓柱形膠原涂敷的彈性體栓塞可任選，由熱處理交聯，如在實施例10中所述。將直徑為5mm的孔通過栓塞的中心鉆出以制備管子或中空圓筒體。在管子用于治療血管畸形，如動脈瘤的情況下，選擇它的外徑以基本匹配載血管的內徑和選擇它的長度以重疊動脈瘤的口。實施例12交聯網狀聚氨酯基質的制造兩種芳族異氰酸酯，RUBINATE⑧9433和RUBINATE9258(每種來自Huntsman;每種包括4，4'-MDI和2，4'-MDI的混合物)用作異氰酸酯組分。RUBINATE9433包含約65wt。/。的4，4'-MDI，約35wt。/。的2，4'-斷和異氰酸酯官能度為約2.01。RUBINATE9258包含約68wt。/。的4，r-MDI，約32wt。/。的2，4'-MDI和異氰酸酯官能度為約2.33。分子量為約2,000道爾頓的改性碳酸1，6-己二醇酯(PESX-619，HodogayaChemical,日本)，即二醇，用作多元醇組分。這些成分的每種在25。C下為液體。使用的交聯劑是甘油，它是三官能的。水用作發泡劑。膠凝催化劑是二月桂酸二丁基錫(DABCOT-12，由AirProducts提供)。發泡催化劑是叔胺在一縮二丙二醇中的33%三亞乙基二胺(由AirProducts提供的DABCO33LV)。使用基于硅氧烷的表面活性劑(TEG0STAB⑧BF2370，由Goldschmidt提供)。胞孔擴張劑是0RTEG0L501(由Goldschmidt提供)。使用的組分的比例在表2中給出。表2成分重量份多元醇組分100異氰酸酯組分RUBINATE943360.0RUBINATE925817.2異氰酸酯指數1.03交聯劑2.5水3.4膠凝催化劑0.12發泡催化劑0.4表面活性劑1.0胞孔擴張劑0.4一步法方案用于制備泡沫。在此技術中，將除異氰酸酯組分以外的所有成分在燒杯中在25。C下混合。然后采用高速攪拌加入異氰酸酯組分。然后將發泡混合物傾入卡紙板模子，允許起發，和然后在100。C下后固化4小時。發泡情況如下10sec.的混合時間，15sec.的乳白期，28sec.的起發時間，和IOOsec的不粘時間。由光學顯微鏡觀察的泡沫的平均孔直徑為300-400(im。如下泡沫測試根據ASTMD3574進行。采用50mmx50mmx25mm的試樣測量密度。通過將樣品的重量除以試樣的體積計算密度；獲得2.5lb/ft3(0.040g/cc)的數值。對平行和垂直于泡沫起發方向兩者切割的樣品進行拉伸測試。將狗骨形拉伸試樣從泡沫塊切割，每個約12.5mm厚，約25.4mm寬和約140mm長。使用英斯特朗多功能試驗儀(INSTRONUniversalTestingInstrumentModel)型號1122采用19.6英寸/分鐘(500mm/min)的十字頭速度測量拉伸性能(強度和斷裂伸長率)。在關于泡沫起發的兩個正交方向測量的拉伸強度為約40psi(28，000kg/m2)-約70psi(49,000kg/m2)。斷裂伸長率是大約76%與方向無關。采用50mmx50mmx25mm的試樣測量泡沫的壓縮強度。使用莫斯特朗多功能試驗儀型號1122釆用0.4英寸/分鐘(10mm/min)的十字頭速度進行測試。在50%和75%壓縮下的壓縮強度分別是約42psi(29，400kg/m2)和約132psi(92，400kg/m2)。采用大約152mmx25mmx12.7mm的試樣測量泡沫的抗撕裂強度。在每個試樣的一側上切40mm的切口。使用莫斯特朗多功能試驗儀型號1122采用19.6英寸/分鐘(500mm/min)的十字頭速度測量撕裂強度。撕裂強度測定為約2.3磅/英寸(約411g/cm)。在隨后的成網過程中，將泡沫塊放入壓力腔，關閉腔室的門和保持氣密密封。降低壓力以基本除去腔室中的所有空氣。將可燃比例的氫氣對氧氣加入腔室。然后由火花塞點燃腔室中的氣體。點燃爆炸泡97沫泡孔結構中的氣體。此爆炸爆裂許多泡沫泡孔窗，因此產生網狀彈性體基質結構。實施例13交聯網狀聚氨酯基質的制造通過在30wt。/。水溶液氬氧化鈉中在25。C下浸沒泡沫2周進行實施例12的未成網泡沫的化學成網。然后，將樣品釆用水重復洗滌和在烘箱中在10(TC下干燥24小時。獲得的樣品是網狀的。實施例14交聯網狀聚氨酯基質的制造異氰酸酯組分是RUBINATE9258，如在實施例12中所述。多元醇組分是分子量為約2,000道爾頓的碳酸1,6-己二醇酯(PCDN-980R,HodogayaChemical)。此多元醇在25°C下為固體而異氰酸酯在此溫度下為液體。水用作發泡劑。使用實施例12的膠凝催化劑，發泡催化劑，表面活性劑和胞孔擴張劑。使用的組分的比例描述于表3。表3成分重量份多元醇組分100異氰酸酯組分53.8異氰酸酯指數1.00水2,82膠凝催化劑0.03發泡催化劑0.3表面活性劑2.16胞孔擴張劑0.48粘度改進劑5.76將多元醇組分預熱到8(TC然后與異氰酸酯組分，粘度改進劑(碳酸丙二醇酯，它用作此配制劑的粘度抑制劑)，表面活性劑和胞孔擴張劑混合以形成粘性液體。然后，將水、膠凝催化劑和發泡催化劑的混合物在劇烈混合下加入。然后將發泡混合物傾入卡紙板模子，允許起發，和然后在IO(TC下后固化4小時。發泡情況如下lOsec.的混合時間，15sec.的乳白期，60sec.的起發時間，和120sec的不粘時間。如在實施例12中所述測定泡沫的密度，拉伸性能，和壓縮強度。泡沫的密度是2，5lb/ft3(0.040g/cc)。在關于泡沫起發的兩個正交方向測量的拉伸強度為約28psi(約19，600kg/mO-約43psi(約30，100kg/m2)。斷裂伸長率大約是230%而與方向無關。在50%和75%壓縮下的壓縮強度分別是約17psi(約11,900kg/m2)和約34psi(約23，800kg/m2)。由實施例12所述的過程將泡沫成網狀。實施例15交聯聚氨酯基質的制造芳族異氰酸酯RUBINATE9258用作異氰酸酯組分。RUBINATE9258在25。C下是液體。分子量為約2，000道爾頓的多元醇，1，6-六亞甲基聚碳酸酯(DesmophenLS2391，BayerPolymers),即二醇，用作多元醇組分和在25。C下為固體。蒸餾水用作發泡劑。使用的發泡催化劑是叔胺DABC033LV。TEGOSTABBF2370用作基于硅氧烷的表面活性劑。ORTEGOLS501用作胞孔擴張劑。粘度改進劑丙二醇碳酸酯(由Sigma-Aldrich提供)存在以降低粘度。在表4中給出使用的組分的比例。表4<table>tableseeoriginaldocumentpage99</column></row><table>將多元醇組分在7(TC下在循環風烘箱中液化，和將其150g稱重入聚乙烯杯。將8.7g粘度改進劑加入到多元醇組分中以降低粘度和將成分在3100rpm下釆用鉆孔混合器的混合軸混合15秒。加入3.3g表面活性劑和將成分如上所述混合15秒。其后，加入O.75g胞孔擴張劑和將成分如上所述混合15秒。加入SO.9g異氰酸酯組分和將成分混合60±10秒以形成"體系A"。將4.2g蒸餾水與0.66g發泡催化劑在小塑料杯中采用玻璃棒混合60秒以形成"體系B"。將體系B盡可能快地傾入體系A同時避免溢出。將成分如上所述采用鉆孔混合器劇烈混合10秒，然后傾入它的內表面由鋁箔覆蓋的22.9cmx20.3cmx12.7cm(9in.x8in.x5in.)紙板箱。發泡情況如下10秒混合時間，18秒乳白期，和85秒起發時間。在發泡開始2分鐘之后，即當混合系統A和B時的時間，將泡沫放入保持在100-105。C下的循環風烘箱固化1小時。其后，將泡沫從烘箱取出和在約25。C下冷卻15分鐘。使用帶鋸從每側除去皮和施加手壓到泡沫每側以開啟泡孔窗。將泡沫再^:入循環風烘箱和在100-105。C下后固化另外5小時。由光學顯微鏡觀察的泡沫的平均孔直徑為約150pm-約"0^im。如下泡沫測試根據ASTMD3574進行。采用50mmx50mmx25匪的試樣測量密度。通過將樣品的重量除以試樣的體積計算密度；獲得2.5lb/ft3(0.040g/cc)的數值。對平行和垂直于泡沫起發方向兩者切割的樣品進行拉伸測試。將狗骨形拉伸試樣從泡沫塊切割。每個塊為約l2.5mm厚，約25.4mm寬和約140mm長。使用英斯特朗多功能試驗儀型號1122采用19.6英寸/分鐘(500mm/min)的十字頭速度測量拉伸性能(拉伸強度和斷裂伸長率)。通過結合關于泡沫起發的兩個正交方向測量確定的平均拉伸強度為約24.64±2.35psi(17，250±1，650kg/m2)。斷裂伸長率測定為215±12%。釆用50mmx50mmx25mm的試樣進行壓縮測試。使用英斯特朗多功能試驗儀型號1122采用0.4英寸/分鐘(10mm/min)的十字頭速度進行測試。在50%壓縮下的壓縮強度是約12土3psi(8，400±2，100kg/m2)。在將樣品在40°(:下進行50°/。壓縮22小時然后釋放壓縮應力之后的壓縮永久變形測定為約2%。采用大約152mm長x25mm寬x12.7mm厚的試樣測量泡沫的抗撕裂強度。通過試樣厚度在每個試樣的長方向上，在一個25mm寬邊的中心開始切40腿長的切口。使用英斯特朗多功能試驗儀型號1122采用19.6英寸/分鐘(5Q0mm/min)的十字頭速度測量撕裂強度。撕裂強度測定為約2.9土0，1磅/英寸(1.32±0.05kg/cm)。使用液體擠出孑L隙率測定儀(PorousMaterials,Inc.，Ithaca，NY)表征孔結構和它的互連性。在此測試中，將4mm厚的25.4mm直徑圓筒形樣品的孔釆用表面張力為約19達因/cm的濕潤流體填充，然后將該樣品裝入含有微多孔膜，具有直徑為約27pm的孔的樣品腔，在樣品下放置所述膜。其后，緩慢增加在樣品上方的空氣壓力以從樣品擠出液體。對于低表面張力濕潤流體，如使用的濕潤流體，當樣品上方的壓力開始增加時，自發填充樣品孔的濕潤液體也自發填充在樣品以下微多孔膜的孔。當壓力繼續增加時，樣品的最大孔最先清空。隨著壓力持續增加，在樣品上方壓力的進一步增加導致越來越小的樣品孔的清空。排出的液體通過膜和測量它的體積。因此，排出液體的體積允許獲得液體可接近的內部體積，即液體侵入體積。另外，在增加壓力下但在樣品以下不存在微多孔膜的液體流的測量，這次使用水作為流體，允許測定液體滲透率。泡沫的液體侵入體積測定為4cc/g和水通過泡沫的滲透率測定為1L/min/psi/cc(0.00142L/min/(kg/m2)/cc)。實施例16交聯聚氨酯泡沫的成網實施例15中所述的泡沫成網由如下過程進行。將大約15.25cmx15.25cmx7.6cm(6in.x6in.x3in.)的泡沫塊放入壓力腔，關閉腔室的門，和保持對周圍大氣的氣密密封。由抽空至少約2分鐘將腔室中的壓力降低到低于約100亳乇以基本除去泡沫中的所有空氣。在3分鐘的時間內將足以支持燃燒的比例下存在的氫氣和氧氣的混合物加入腔室。然后由火花塞點燃腔室中的氣體。點燃爆炸泡沫中的氣體混合物。相信，爆炸爆裂許多相鄰孔之間的泡孔壁，因此形成網狀彈性體基質結構。對網狀泡沫樣品如在實施例15中所述進行拉伸測試。平均拉伸強度測定為約23.5psi(約16，450kg/m2)。斷裂伸長率測定為約194%。如在實施例15中所述測定泡沫的后成網壓縮強度。在50%壓縮下的壓縮強度測定為約6.5psi(約4，550kg/m2)。使用液體擠出孔隙率測定儀如在實施例15所述表征孔結構和它的互連性。網狀泡沫的液體4曼入體積測定為28cc/g和水通過網狀泡沫的滲透率測定為413L/min/psi/cc(0.59L/min/(kg/m2)/cc)。這些結果展示，如網狀泡沫的互連性和連續孔結構。實施例17軟鏈段交聯的網狀聚氨酯基質的制造異氰酸酯官能度為約2.3的聚合物4，4'-MDI(PAPI901，由Dow提供)用作異氰酸酯組分。兩種聚醚多元醇，V0RAN0L"03和V0RAN0L4925(由Dow提供)，每種大約是三官能的，用作多元醇組分。使用鏈烷醇胺擴鏈劑二乙醇胺(由EastmanKodakCo.提供)。水用作發泡劑。發泡和膠凝催化劑是2，2'-氧雙(N，N-二曱基乙胺)/二醇混合物(NIAXA-l，由0SISpecialties,Inc.提供)。發泡催化劑是叔胺在一縮二丙二醇中的33。/。三亞乙基二胺(DABCO33LV)。使用基于硅氧烷的表面活性劑(DC5241，由DowCorning提供)。在表5中給出使用的組分的比例。表5成分重量份多元醇組分V0RAN0L4703聚醚多元醇50V0RAN0L4925聚醚多元醇50異氰酸酯組分如對于1.05異氰酸酯指數要求的異氰酸酯指數1.05擴鏈劑1.5水4.0發泡和膠凝催化劑0.15發泡催化劑0.45表面活性劑1.0為制備泡沫，首先混合除異氰酸酯組分以外的所有成分。然后，隨著攪拌加入異氰酸酯組分，和將發泡混合物傾入紙板模子和允許起發。由實施例13所述的過程將泡沫成網狀。實施例18網狀聚碳酸酯聚氨酯基質由冷凍干燥的制造使用在5rpm下轉動的旋轉星形輪在3天時間內通過在DMS0中翻轉和攪拌BIONATE粒料制備BIONATE⑧80A等級聚碳酸酯聚氨酯在DMS0中的10wt。/。均勾溶液。在密封容器中制備溶液以最小化溶劑損失。將溶液放入淺塑料托盤和在27'C下保持30分鐘。冷凍干燥器托盤溫度在約1.(TC/分鐘的冷卻速率下下降到-l(TC和冷凍干燥器中的壓力降低到50毫乇。在24小時之后，將托盤的溫度在約0.5'C/小時的速率下升高到8。C和保持24小時。然后，托盤溫度在約rC/小時的速率下升高直到達到25。C的溫度。然后，托盤溫度進一步在約2.5。C/小時的速率下升高直到達到35。C的溫度。在冷凍干燥期間，DMSO升華出，留下在網狀聚碳酸酯聚氨酯基質片。壓力返回到1個大氣壓和將片從冷凍干燥器除去。將任何剩余的DMSO由采用水的重復清洗而洗滌出片。允許洗滌的片空氣干燥。引入的公開內容在此說明書中，或另外在此專利申請提及的每個和每一個u.s.專利和專利申請，每個國外和國際專利申請和每個其它申請，和每個未公開專利申請的整個公開內容因此具體在此全部引入，作為本文的各個方面的具體參考。盡管以上描述本發明的說明性實施方案，當然理解，許多和各種改進對相關領域的技術人員是顯然的，或當技術進步時可變成顯然的。內1.一種可植入器具，包括網狀回彈可壓縮的彈性體基質。2.權利要求1的可植入器具，其中可植入器具生物耐久至少29天。3.權利要求1的可植入器具，其中彈性體基質包括聚碳酸酯聚氨酯。4.權利要求3的可植入器具，其中可植入器具生物耐久至少6個月。5.權利要求1的可植入器具，包括網狀彈性體基質，該基質包括多個孔，孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸為至少約150nm。6.權利要求3的可植入器具，其中孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸為大于250pm至約900pm。7.權利要求1的可植入器具，包括網狀彈性體基質，該基質包括多個孔，孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275約900nm。8.權利要求1的可植入器具，包括網狀彈性體基質，該基質包括多個孔，孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸為約275pm-約700pm。9.權利要求1的可植入器具，包括回彈可壓縮彈性體基質，使得當從松弛構型壓縮到第一致密構型用于通過遞送器具遞送時，可植入器具膨脹到第二工作構型，在體外在至少一維上為松弛構型尺寸的至少約80°/。。10.權利要求9的可植入器具，其中彈性體基質的回復性能使得在壓縮到松弛尺寸的約50-約10°/。之后，第二工作構型的尺寸在松弛構型的;N^弛尺寸的約20%以內，并且其中彈性體基質在50%壓縮下的壓縮強度為約lpsi(約700kg/m"-約200psi(約140,000kg/m2),拉伸強度為約lpsi(約700kg/m2)-約75psi(約52,500kg/m"和最終拉伸伸長率為至少約150%。11.權利要求1的可植入器具，其中彈性體基質在約25。C下被壓縮22小時至其一維厚度的25°/。之后的壓縮永久變形不大于約30%。12.權利要求1的可植入器具，其中彈性體基質包括聚碳酸酯、聚醚、聚硅氧烷、聚氨酯、烴、或其混合物。13.權利要求1的可植入器具，其中配置網狀彈性體基質以允許細胞向內生長和增生入彈性體基質。14.一種生產包括聚合物材料的彈性體基質的方法，該聚合物材料具有網狀結構，該方法包括a)制造具有下述表面的模具，該表面限定彈性體基質的微結構構型；b)向模具中加入可流動聚合物材料；c)固化聚合物材料；和d)除去模具以得到彈性體基質。15.權利要求14的方法，其中模具是犧牲模具并通過熔融、溶解或升華犧牲模具而除去。16.權利要求14的方法，其中犧牲模具包括在每個粒子上多個點處彼此互連的多個粒子，其中可流動聚合物材料包含在粒子之間的空隙中。17.權利要求16的方法，其中粒子包括熔點比包含在空隙中的聚合物材料的軟化溫度低至少5。C的第一材料，其中任選第一材料包括烴蠟。18.權利要求16的方法，其中粒子包括無機鹽、糖、淀粉、或其混合物。19.權利要求18的方法，其中粒子包括淀粉并且淀粉由酶方式除去。20.權利要求18的方法，其中聚合物材料包括溶劑溶解性熱塑性彈性體，可流動聚合物材料包括熱塑性彈性體在溶劑中的溶液，并且蒸發溶劑以固化熱塑性彈性體。21.權利要求20的方法，其中熱塑性彈性體選自聚碳酸酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯、帶有混合軟鏈段的聚氨酯、及其混合物。22.—種生產具有網狀結構的彈性體基質的方法，該方法包括a)采用可流動的耐久材料，任選熱塑性聚合物或蠟涂敷網狀泡沫模板；b)曝露泡沫模板的涂敷表面；c)除去泡沫模板以得到網狀泡沫模板的鑄件；d)采用可流動狀態的彈性體涂敷鑄件以形成彈性體基質；e)曝露鑄件的表面；和f)除去鑄件以得到包括彈性體的網狀彈性體基質。23.權利要求22的方法，其中彈性體是選自如下的熱塑性彈性體聚碳酸酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯、含有混合軟鏈段的聚氨酯、及其混合物。24.—種生產具有網狀結構的彈性體基質的冷凍干燥方法，該方法包括a)在溶劑中形成包括溶劑溶解性生物耐久彈性體的溶液；b)任選通過冷卻溶液而至少部分地固化溶液以形成固體；和c)任選通過在減壓下從固體升華溶劑而除去非聚合物材料，以提供包括彈性體的至少部分成網的彈性體基質。25.權利要求24的方法，其中彈性體是選自如下的熱塑性彈性體聚碳酸酯聚氨酯、聚醚聚氨酯、聚硅氧烷聚氨酯、烴聚氨酯、含有混合軟鏈段的聚氨酯、及其混合物。26.—種制備網狀彈性體基質的聚合方法，該方法包括混合a)多元醇組分，b)異氰酸酯組分，c)發泡劑，d)任選交聯劑，e)任選擴鏈劑，f)任選至少一種催化劑，g)任選表面活性劑，和h)任選粘度改進劑；以提供交聯的彈性體基質并由網化工藝使彈性體基質成網狀以提供網狀彈性體基質。27.權利要求26的方法，其中在混合之前液化多元醇組分。28.權利要求27的方法，其中通過混合多元醇組分和異氰酸酯組分形成包括多元醇和異氰酸酯組分的第一混合物；通過混合發泡劑和任選的催化劑形成包括發泡劑和任選催化劑的第二混合物；并混合第一混合物和第二混合物。29.權利要求26的方法，其中多元醇組分包括聚碳酸酯多元醇、烴多元醇、聚硅氧烷多元醇、聚(碳酸酯-共-烴)多元醇、聚(碳酸酯-共-硅氧烷)多元醇、聚(烴-共-硅氧烷)多元醇、或其混合物。30.權利要求29的方法，其中多元醇組分包括二官能聚碳酸酯二醇。3L權利要求30的方法，其中二官能聚碳酸酯二醇是1，6-六亞甲基聚碳酸酯二醇。32.權利要求26的方法，其中異氰酸酯組分包括四亞甲基二異氰酸酯、環己烷-1，2-二異氰酸酯、環己烷-l，4-二異氰酸酯、六亞甲基二異氰酸酯、異佛爾酮二異氰酸酯、亞甲基-雙-(對環己基異氰酸酯)、對亞苯基二異氰酸酯、4，4'-二苯甲烷二異氰酸酯、2，4'-二苯甲烷二異氰酸酯、2,4-甲苯二異氰酸酯、2,6-甲苯二異氰酸酯、間四甲基苯二亞甲基二異氰酸酯、或其混合物。33.權利要求32的方法，其中異氰酸酯組分包括MDI,其中MDI是至少約5w"/o的2，4'-MDI與余量的4，4'-MDI的混合物。34.權利要求32的方法，其中異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目是約2。35.權利要求32的方法，其中異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于2。36.權利要求35的方法，其中異氰酸酯組分中每個分子的異氰酸酯基團的平均數目大于約2.2。37.權利要求32的方法，其中異氰酸酯組分具有異氰酸酯指數和其中異氰酸酯指數是約0.9-1.029。38.權利要求37的方法，其中異氰酸酯指數是約0.98-約1.02。39.權利要求37的方法，其中異氰酸酯指數是約0.9-約l.1。40.權利要求26的方法，其中發泡劑是水。41.權利要求26的方法，其中叔胺作為催化劑存在。42.權利要求26的方法，其中基于硅氧烷的表面活性劑作為表面活性劑存在。43.權利要求26的方法，其中碳酸丙二醇酯作為粘度改進劑存在。44.權利要求26的方法，其中通過燃燒成網而成網。45.權利要求44的方法，其中可燃性氣氛包括氫氣和氧氣的混合物。46.—種制備網狀復合彈性體可植入器具的方法，該方法包括采用選擇的涂料材料內多孔地涂敷網狀彈性體基質以促進細胞向內生長和增生。47.權利要求46的方法，其中涂料材料包括生物降解材料的發泡涂料，生物降解材料包括膠原、纖連蛋白、彈性硬蛋白、玻璃酸或其混合物。48.—種治療血管畸形的方法，該方法包括a)將權利要求1的可植入器具從松弛構型壓縮到第一致密構型；b)通過遞送器具將壓縮的可植入器具遞送到血管畸形的體內部位；和c)允許可植入器具在體內部位膨脹到第二工作構型。49.權利要求48的方法，其中可植入器具包括多個彈性體基質。109附件2動脈瘤的治療裝置和方法相關申請的交叉參考本申請要求2003年5月15日提交的美國臨時申請號60/471，520(代理人號11300-0003-888)和2002年10月23日提交的美國臨時申請號60/420，555(代理人號PDC05)的利益。將上述各專利申請的全部公開內容引入本文作為對其具體的參考。有關聯邦政府發起的研究或研發的聲明不適用。發明領域本發明涉及用于治療血管動脈瘤和其它相似血管異常的方法和裝置。
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描述可以包括在本發明前相關現有技術中未知、但由本發明提供的洞察結果、發現、理解或公開內容。下面特別指出了本發明中的某些這類貢獻，而本發明的其它這類貢獻可以從上下文中顯而易見。心血管系統在正常起作用時給身體的所有部位提供營養物并攜帶廢物從這些部位離開以便消除它們。它基本上是一個密封的系統，包括作為提供壓力以使血液通過血管的泵的心臟、稱作動脈的引導離開心臟的血管和稱作靜脈的使血液返回心臟的血管。在心臟流出的一側上是稱作主動脈的大血管，從主動脈發出許多動脈導向身體的所有部位，包括器官。當動脈接近它們所供血的區域時，它們變小而成為小動脈，更小的動脈稱作微動脈，其最終與毛細血管連接。毛細血管是微小的血管，其中進行包括氧在內的營養物向外擴散和包括二氧化碳在內的廢物向內擴散。毛細血管與稱作微靜脈的微小靜脈連接。微靜脈與較大靜脈連接，其通過一對稱作下腔靜脈和上腔靜脈的大血管4吏血流返回到心臟。參照附圖14,動脈15和靜脈包括稱作被膜的三層。稱作內膜的內層25是薄和平滑的、由內皮和位于富含彈性纖維和膠原纖維的結締組織膜上的其余部分構成，所述的彈性纖維和膠原纖維分泌生物化學物質以便通過抑制血小板聚集和調節血管收縮和血管舒張來執行諸如預防血液凝集這類功能。稱作中膜的中層由平滑肌45和彈性結締組織55構成并提供大部分血管圍。稱作外膜的由結締組織形成的薄外層65使血管與周圍組織固定。中膜35區分動脈與與靜脈，動脈的中膜較厚以經受由心臟施加于動脈壁上的較高血壓。堅韌的彈性結締組織給動脈15提供足夠的彈性以經受血壓和隨心室收縮發生的血量突然增加。當動脈壁、尤其是該壁的中膜35脆弱時，血壓可以使動脈15中脆弱的區擴張或膨脹，可形成稱作顱內小動脈瘤或嚢狀動脈瘤的搏動嚢75(附圖2)。如果動脈15的壁環繞動脈15邊緣膨脹，那么將其稱作梭形動脈瘤85(附圖3)。如果脆弱導致動脈中膜的縱向撕裂，那么將其稱作壁間動脈瘤。嚢狀動脈瘤通常在位于腦周圍的動脈杈95(附圖17和18)上。壁間動脈瘤通常在胸主動脈和腹主動脈中。可以導致疼痛的動脈瘤對周圍組織的壓力、尤其是搏動也可以導致組織損害。然而，動l^瘤通常是無癥狀的。動^^瘤附近的血液可以變成渦流，這種渦流可能導致形成血塊，被攜帶至不同身體器官，在所攜帶至的不同身體器官中，它們可以導致不同程度的損害，包括腦血管意外、心肌梗死和肺栓塞。動脈瘤一旦撕裂并開始滲漏血液，該病癥可能危及生命，有時在大約幾分鐘內迅速致命。因為靜脈內的血壓相對較低，所以靜脈"動脈瘤"是不存在的，因此本發明的描述涉及動脈，但如果有用，那么應理解將本發明的描述應用在靜脈內也屬于本發明的范圍。動脈瘤的原因仍然處于研究中。然而，研究人員已經鑒定了與可以導致動脈瘤的血管結締組織中的脆弱相關的基因。還確定了與動脈瘤相關的其它危害因素，諸如高脂血癥；動脈粥樣硬化；脂肪膳食;血壓升高；吸煙；創傷；某些感染；某些遺傳疾病，諸如馬方綜合征；肥胖；和缺乏鍛煉。大腦動脈瘤在一些健康和相對年輕的人、可能是在三十出頭的年輕人中發生并不罕見，且與許多過早死亡有關。動脈瘤、即血施加于脆弱動脈壁上導致的動脈擴寬自人類步入工業化社會以來就始終在發生。在現代社會，已經提出了許多治療動脈瘤的方法，例如Greene，Jr.等在美國專利US6，165，193中提出了在大小和形狀上與動脈瘤基本一致的定制的可壓縮泡沫植入物，通過使特定的動脈瘤或待治療的其它血管部位成像并模塑它們來生產該植入物。這種方法復雜而又昂貴。其它專利中公開了將諸如支架或氣嚢這類裝置(Naglreiter等，美國專利US6，379，329)導入動脈瘤，隨后將水凝膠導入支架區以嘗試修復缺損(Sawhney等，美國專利US6，379，373)。其它專利中提示了將諸如支架這類帶有藥物或其它生物活性物質涂層的裝置導入動脈瘤(Gregory,美國專利US6，372，228)。其它方法包括嘗試通過將自硬化或自固化材料經導管導入動脈瘤來修復動脈瘤。一旦所述材料在原位固化或聚合成泡沫塞，則可以通過使腔經過該塞來重新疏通血管(Hastings,美國專利US5,725,568)。另一組專利更具體地涉及嚢狀動脈瘤并教導了將諸如線、金屬線或巻曲材料這類裝置(Boock美國專利US6，312，421)或纖維編織袋(Greenhalgh，美國專利US6,346，117)這類裝置導入動脈瘤腔以填充動脈瘤內的空間。導入的裝置可以攜帶水凝膠、藥物或其它生物活性物質以穩定或強化動脈瘤(GreeneJr.等，美國專利US6，299,619)。本領域中已知的另一種治療方法包括將鉑微線圏與包括生物相容性聚合物和生物相容性溶劑的栓塞形成組合物一起經導管遞送入動脈瘤腔。認為沉積的線圏或其它非顆粒活性劑起格子的作用，在其附近聚合物沉淀生長，由此使血管栓塞形成(Evans等美國專利US6，335，384)。本發明理解，這類方法和裝置存在各種問題。例如，如果要求動脈瘤治療成功，那么任何植入裝置必須長期存在于體內且由此必須抗排斥并且不會降解成產生不良副作用的物質。盡管鉑線圏在這方面明顯令人滿意，但是它們本身昂貴且動脈瘤周圍血液的搏動可能產生諸如線圏移動、不能完全密封動脈瘤或血塊碎裂這類困難。如果植入物不能完全封閉動脈瘤并有效對動脈瘤壁密封，那么搏動的血液就可能從植入物周圍漏出并使血管壁膨脹，導致動脈瘤在植入物周圍重新形成。已知動脈瘤治療方法中的許多的遞送機理可能是難以理解的、具有挑戰性并且耗時。鑒于本發明認為的現有技術中的這些缺陷，對可以按照防止動脈瘤滲漏或重新形成的方式支撐并密封動脈瘤的低廉動脈瘤治療方法存在需求。發明概述本發明解決了難題。本發明解決了提供低廉且可以有效支撐和封閉動脈瘤的動脈瘤的治療裝置和方法的難題。為了解決這一難題，本發明提供了在原位治療哺乳動物、尤其是人的動脈瘤的動脈瘤治療裝置，該治療裝置包括至少一個可彈性收縮的植入物，其中該植入物可以從植入物支撐動脈瘤壁的第一種膨脹構造收縮至例如通過載入導管并通過患者脈管系統使可收縮植入物可遞送至動脈瘤的第二種收縮結構。根據本發明，有用的動脈瘤治療裝置可以具有足夠的彈性或其它機械特性、包括溶脹性以便在動脈瘤腔內恢復至膨脹構造并支撐動脈瘤。優選使該植入物被構造成可使得動脈瘤內的靜水壓傾向于促使植入物貼緊動脈瘤壁。本發明的特征在于植入物，或如果使用一個以上的植入物，不應如GreeneJr.等所述的裝置那樣完全充滿動脈瘤或其它血管部位，而應在動脈瘤內且優選在植入物周圍保留足夠的空間以使血液通過。理想的是將植入物設計成血液的天然搏動可以推動植入物與動脈瘤壁之間的血液以促使成纖維細胞包數，且如果合適，侵入植入物。因為本發明的植入物不必準確與動脈瘤的內部局部解剖結構相匹配，且可以由低成本材料生產，所以不必定制它們且可以將它們制成一定范圍的標準形狀和大小，外科醫師或其它醫師可以從其中選擇一種或多種合適的元件。此外，優選處理植入物或植入物由促使諸如成纖維細胞遷移的材料形成。另外理想的是使植入物在三維形狀及其大小、彈性和其它物理特性方面成形并具有化學或生化上的適當構成以促使最終形成使植入物與動脈瘤壁固定的瘢痕組織。在優選的實施方案中，可收縮植入物包括可伸展的部分和與可伸展部分整合為一體的莖樣突出部分，且它一般可以為蘑菇形狀或酒杯形狀。可伸展部分能夠倚靠在動脈瘤內壁上并支撐它，而外科醫師能夠控制突出部分以有利于裝置的插入和定位。可伸展部分可以包括內表面和外表面，外表面上配有隆起和凹陷以利于動脈瘤內壁與動脈瘤治療裝置的外表面之間的血流。本發明特別優選的實施方案包括一對植入物，它們可以配合起作用以穩定動脈瘤。為了這一目的，使一個植入物定位于動脈瘤彎曲部且該使植入物的伸展部分伸展入動脈瘤以支撐與竇相鄰的動脈瘤壁，而另一個植入物載入動脈瘤并使伸展部分支撐面對動脈瘤頸部的動脈瘤壁。一個植入物一般可以為酒杯形狀，而另一個植入物一般可以為蘑菇形狀。如果合適，可以根據具體情況改變這類形狀。就物理結構而言，所述的動脈瘤治療裝置優選基本上、完全或主要由能夠壓縮和插入植入用導管的聚合物泡沫或網狀生物耐久性彈性基質等制成。此外，該植入物可以由疏水性泡沫制成，例如通過用親水性材料、任選親水性泡沫涂敷將這種疏水性泡沫的多孔表面上涂敷成親水性的。優選整個泡沫在該泡沫的全部孔上帶有親水涂層。在一個實施方案中，親水性材料攜帶例如彈性蛋白這類藥理活性劑以促使成纖維細胞增殖。就藥理活性劑而言，在本發明范圍內還包括硬化劑、炎性誘導劑、能夠促使成纖維細胞增殖的生長因子或基因工程和/或基因起作用的治療劑。所述藥理活性劑或多種活性劑優選由植入物在一段時間內分配。Thomson的U.S.PGPUB20020018884中描述了在適用于實施本發明的復合泡沫親水相中混入生物活性劑，在下文中更完整地描述。本發明在另一個方面中提供了治療動脈瘤的方法，包括下列步驟a)使待治療的動脈瘤成像以確定其大小和局部解剖結構；b)選擇權利要求1的用于治療動脈瘤的動脈瘤治療裝置；和c)將動脈瘤治療裝置植入動脈瘤。優選該方法進一步包括d)將動脈瘤治療裝置填充入導管；e)使導管穿過動脈到達動脈瘤；和f)使動脈瘤治療裝置在動脈瘤內定位并釋放。一旦使用諸如磁共振成像(MRI)、計算機體層攝影掃描(CT掃描)、使用造影劑的x-射線成像或超聲這類合適的成像技術鑒定了動脈瘤并對其進行治療，則外科醫師就可以選擇他或她感覺在形狀和大小上最適合于動脈瘤的植入物。可以單獨使用一個或多個植入物或本發明的動脈瘤治療裝置還可以包括放置在動脈腔內的鞘以覆蓋動脈瘤的后將選擇的植入物或多個植入物以壓縮狀態填充入血管內導管。如果需要，可以將預壓縮構造的植入物裝入無菌包裝以備填充入導管。另一方面，可以獲得膨脹狀態的植入物，此外，可以優選獲得在無菌包裝中的植入物且外科醫師可以在植入操作位點使用合適的裝置壓縮植入物以便可以將其填充入導管。將植入物填充入了導管，然后使用本領域中公知的任意合適的技術使該導管迂回穿過動脈到達病損動脈的患病部分。然后使用導管插入植入物并使其在動脈瘤內定位，如果使用一個以上植入物，則每次插入一個植入物。當植入物以壓縮狀態從導管中被釋i文時，它膨脹并116操縱其進入合適的位置，在該處它可以起支撐動脈瘤的作用。這一位置可以不是作為由自然力、尤其是血流使植入物運動的結果而到達的最終位置。附圖簡述下文通過實例并參照附圖詳細描述本發明的一個或多個實施方案和實施和使用本發明的方法以及所關注的實施本發明的最佳方式，其中附圖14是為解釋動脈的解剖結構而部分切開的帶有層的動脈的側視附圖15是帶有嚢狀動脈瘤的動脈的縱截面；附圖16是帶有棱形動脈瘤的動脈的縱截面；附圖17是動脈杈處的俯視附圖18是在杈點處帶有嚢狀動脈瘤的動脈杈處的俯視附圖19是如帶有平底的碗形的本發明動脈瘤治療植入物實施方案的側視圖，其中從碗的頂部伸出有中心突起；附圖20是附圖19中解釋的實施方案的俯視平面附圖21是如酒杯形的、帶有基座部分、柱部分和具有基本上凸面圓側壁的碗部分的本發明實施方案的透視附圖22是嚢狀動脈瘤的縱截面和與本發明以膨脹狀態植入嚢狀動脈瘤的本發明實施方案相對應的動脈節段；附圖23是與附圖22中解釋相似的動脈縱截面，該附圖進一步解釋了為覆蓋動脈瘤頸部而在動脈腔內添加的鞘；附圖24是與附圖22中解釋相似的動脈縱截面，該附圖進一步解釋了使用肋條的本發明實施方案；附圖25是與本發明附圖19相似的本發明實施方案的側視圖，其中碗的底面是圓形的；附圖26解釋了帶有支架樣結構的酒杯形的本發明可選的實施方案；附圖27是與附圖26相似的本發明實施方案的透視圖，其中碗部分的側壁基本上是直的；附圖28是與附圖26相似的本發明實施方案的透視圖，其中碗部分的底部帶有鈍形彎曲且幾乎沒有或沒有側壁；附圖29是本發明子彈形的縱切面的實施方案的側視附圖30是附圖29中解釋的本發明實施方案的底視圖，該附圖進一步解釋了截面的模式；附圖31是與附圖29實施方案相似的本發明可選實施方案的側視圖，其中截面被空間分隔；附圖32解釋了與附圖31實施方案相似的本發明實施方案，其中上部和下部是關于通過植入物中心的平面的鏡像；附圖33是附圖32中解釋且沿線20-20觀測到的中心部分的截面圖，其中各截面僅沿周長排列；附圖34是附圖32中解釋且沿線20-20觀測到的中心部分的截面圖，其中各截面通過該實施方案的整個截面排列；且附圖35-37解釋了適用于本發明方法應用或作為本發明設備部件的多孔彈性植入物的幾種實施方案。發明詳述本發明涉及用于在原位治療動脈瘤的系統和方法。正如下文詳細描述的，本發明提供了動脈瘤治療裝置，包括一種或多種設計用來可借助于血管內導管持久插入動脈瘤的植入物。可以制成具有不同大小和形狀的下文詳細描述的植入物。外科醫師能夠選擇最佳的大小和形狀治療患者的動脈瘤。一旦插入，則本發明的動脈瘤治療裝置用于對動脈瘤的脆弱壁提供物理性支撐并減少或消除對這些壁產生的脈壓。此外，本發明的動脈瘤治療裝置可以攜帶可以在患病部位釋放用于各種治療的廣泛有益藥物和化學物質中的一種或多種，諸如輔助愈合、促進動脈瘤瘢痕形成、防止進一步的損害或降低治療失敗的危險。使用本發明的裝置和方法，通過局部釋放這些藥物和化學物質，可以減少它們的全身副作用。可以使用附圖19中解釋的植入物105的優選實施方案獲得這類理想的有益效果。植入物105可包括由聚合物泡沫或網狀生物耐久性彈性基質或其它合適材料制成的基體，且可以用于通過導管插入動脈瘤。優選的泡沫是可壓縮的輕量材料，選擇它是因為其在動脈瘤內膨脹以提供對動脈瘤脆弱壁的支撐，但不會過度膨脹和撕裂動脈瘤。另外，在愈合過程的大部分情況中，植入物105不能占據動脈瘤的整個空間，因為這會使流過動脈瘤的血流停止，而血流愈合過程必不可少的。然而，植入物105應足夠大以減弱血管壁上的脈壓，從而降低動脈瘤的其它損害和滲漏的危險。一種以上植入物可以用于單一動脈瘤。就動脈瘤部位的宿主動脈正常外周外部的異常結構的體積而言，在原位的植入物的體積優選明顯小于動脈瘤的體積，例如不超過動脈瘤內部體積的90%,更優選不超過75%。然而，各植入物的體積優選不超過動脈瘤內部體積的約60%，更優選占動脈瘤內部體積的約10-約40%。就發生炎癥反應的情況而言，應使血液流至動脈瘤。如果外科醫師確定動脈瘤可以控制血流，那么外科醫師就會使用下述允許血液流動的植入物實施方案。然而，如果動脈瘤滲漏或外科醫師確定動脈瘤壁過薄而不能控制血流，那么外科醫師就可以選擇封閉動脈瘤的實施方案。可以支持成纖維細胞和其它細胞侵入的植入物的應用使得該植入物在一定時候成為愈合動脈瘤的組成部分。還可以將彈性蛋白涂敷在植入物上，從而提供另外的凝塊形成途經。植入物還可含有不透射線的物質以便通過放射照相術或超聲進行觀察，從而確定植入物的方向、位置和其它特征。再次就附圖19和20而言，解釋的植入物105可以由如下所述的復合親水材料涂敷的疏水泡沫或本文所述的其它合適的材料制成且形成如倒傘形或帶有直立在碗上的中心突起125的碗形。植入物105在外部一般凸面165上具有平坦區域145,并具有一般為凹面的內表面18。圍繞上表面165周邊的從上表面165向上延伸的為從平坦區域145向外彎曲的側壁205。如果需要，可以在內表面165上配備強化肋條(未顯示)以增加碗的總體彈性，從而增強其在原位膨脹成形的能力。在本發明的一個實施方案中，突起125的寬度或厚度足以對植入物提供結構支撐并能夠通過控制突起125遠端有效操縱植入物105。為了這一目的，突起125可以具有根據側壁205確定的直徑的約10-40%的厚度。然而，在應用中，該突起可以更厚或更窄以用于所需目的、諸如支撐或可收縮能力以便插入導管。在所示的實施方案中，植入物105的外表面215相對平滑且用于接觸動脈瘤的大部分內壁。如果需要，可以在制成植入物后與諸如本文所述的那些功能活性劑涂敷外表面165和215,任選使用將所述功能活性劑固定在表面和與外表面相鄰的泡沫孔上的佐劑，其中所述活性劑可以迅速被利用。如上所述，這類區別于在泡沫植入物內且優選在其全部孔上涂敷的內涂層的外涂層可以包括血纖蛋白和/或促進成纖維細胞生長的其它活性劑。正如附圖20中所示，植入物105—般為如在平面上觀察到的圓形。然而，植入物105可以具有平面上任意所需的形狀，不過，優選對稱形狀，諸如橢圓形或卵圓形。盡管如此，但如果需要的話可以使用多邊形，諸如六邊形、八邊形或十二邊。此外，可以理解平面上的截面形狀不必是幾何學上規則的。例如，由于將網狀生物耐久性彈性基質、聚合物泡沫或相差無幾的可裂解材料用作植入物的主要結構材料，所以如果需要，外科醫師易于在植入前將該植入物修整成形以便例如適合動脈瘤內的不規則結構，可能在內壁205上制成凹面的咬合形狀切口。在附圖21中解釋的本發明的可選實施方案中，將植入物225制成與酒杯極為相似的形狀。更具體地說，植入物145包括基本上平坦的基底部245、柱265和碗285。基底部245可以具有任意的幾何形狀，在所解釋的本發明實施方案中，基底部245為圓形。從基底部245中心突起并與基底部245整合為一體的是柱265。柱265的內壁305可以是直的或作為優選的實施方案帶有適度的凹陷。與距基底部245最遠的端上的柱265連接并與之整合為一體的是碗285。碗285帶有圓底325，其側壁345從圓底325向上伸展，在碗285內該側壁限定有空隙36。柱265與碗285基本上在底部32中心處連接。在附圖19中解釋的實施方案中，側壁345使圓底325的彎曲部分延長，使得側壁345具有凸面形狀。凸面壁325可以有助于血液在動脈瘤75內流動，同時提供調節動脈瘤內產生的壓力的方式。例如，內壁345的凸面形狀與動脈瘤頸部附近的內壁形狀近似且有助于減輕那些壁上的壓力，以取代動脈瘤75內定向于動脈瘤頸部的壓力。此外，在碗2S5內定向的壓力將轉向壁465的內表面475。植入物225的每個區用于特定的目的。將碗285插入動脈瘤并提供對動脈瘤壁的支撐。柱305提供對動脈瘤頸部的支撐。基底部245可以保留在動脈瘤外部，于受侵害的動脈腔中，并用于使植入物225保持在原位。此外，如果需要，在植入物225的某些變化形式中，基底部245可以貼著動脈瘤竇和周圍的動脈壁放置，并用于封閉動脈瘤。植入物165和225易于由低成本的材料制成，由此可以將其制成一定范圍或一套不同大小和形狀，外科醫師可以從中選擇一種或多種用于具體的治療。正如Greene等教導的情況中所述，不必在制備植入物前繪制動脈瘤的圖。這類的一套中多種大小、例如2-IO種不同大小和還可能在一種或多種特定大小中存在的不同形狀、例如2-6種不同形狀可以用于一定范圍的疾病且還特別具有用于急診治療的價值。外科醫師可以將所述的植入物以單一或與一種或多種其它植入物組合植入所治療的特定動脈瘤。一旦使用諸如磁共振影像(MRI)、計算機體層攝影掃描(CT掃描)、使用造影劑的x-射線成像或超聲這類合適的成像技術鑒定了動脈瘤，那么外科醫師就可以選擇他感覺在形狀和大小方面均最適合于動脈瘤的植入物或多種植入物或裝置。然后將選擇的植入物或多種植入物以壓縮狀態填充入血管內導管。可以將植入物在含有預壓縮的填充入導管的植入物的無菌包裝形式銷售。或者，可以將膨脹狀態的植入物以無菌包裝形式銷售，外科醫師可以在植入m操作位點使用例如環、漏斗或斜槽鉤這類裝置壓縮植入物以填充入導管。一旦將植入物填充入導管，則使用本領域各種任意常用的技術使導管迂回通過動脈到達受侵害動脈的患病部分。然后使用導管插入植入物并使其在動脈瘤內定位。一旦植入物從其壓縮狀態釋放，則使其膨脹并穩定動脈瘤。就附圖22而言，可以觀察到位于嚢狀動脈瘤75中的植入物105和225。在該實例中，外科醫師已經植入了抵住距離動脈瘤75頸235最遠的動脈壁的植入物105和位于頸235區中并從竇向外延伸入下面的動脈的植入物125。根據本發明的教導，當植入物105和125在原位適當就位時，它們可以立即防止動務K瘤壁受到動脈瘤內血液搏動壓力的影響，否則，這些壓力可能利用已經膨脹的動脈瘤壁上的特別脆弱對動脈瘤產生嚴重損害。盡管壁如此受到保護，但是任選包括在植入物或每種植入物上帶有一種或多種藥理活性劑的植入物！05和125的存在刺激了成纖維細胞增殖、植入物周圍瘢痕組織生長和最終動脈瘤的固定化。因為植入物各自優選基本上小于動脈瘤自身且是輕量的并可能相對柔軟、僅具有在原位維持其形狀的足夠彈性，所以在植入過程中或隨后植入物破裂乃至進一步使動脈瘤惡化的危險程度較低。可以將植入物105和植入物225聯用，其中植入物105的突出部分12至少部分適合于植入物225的內部空隙。或者，正如附圖22中解釋的，植入物105可以位于植入物225以上，其中植入物105與植入物225有小的接觸或不接觸。或者，正如附圖23中解釋的，將與諸如由BostonScientificCorporation提供的半圓形截面的鞘385組合的植入物施用在動脈壁上，使得動脈瘤的頸235基本上位于鞘385中間的中心處且到達動脈瘤的血流#:截斷。或者，鞘385可以開孔以^f吏血液流入動脈瘤。在附圖24中解釋的本發明另一個可選的實施方案中，植入物1105和1225具有裝肋條的外表面，肋條1405之間的凹處提供了低壓血流動的通道1425。此外，肋條對植入物1105和1225的壁提供了強化作用。如，作為傘形，肋條可以由從中心支柱放射出并可向中心支柱彎曲的支撐桿形成，且肋條之間的區域可以是柔性壓片的網狀結構。肋條可以位于網狀結構內層或外側。現在涉及附圖25，植入物2105與附圖19中解釋的植入物105相似，區別在于底面2185是圓形的，使得底面2185的彎曲成為側壁2205的延續部分。底面2185和側壁2205可以形成基本上半球形。將植入物105和2105設計成其外表面205、2255分別接觸動脈瘤1的內壁。中心突起125、2125可以提供支撐和對動脈瘤壁產生的力進行分配。另外，一旦插入植入物105、2105且其從導管中釋放，外科醫師就可以使用突起125、2125進一步使植入物105、2105定位。附圖26中解釋的本發明實施方案具有在肋條樣支撐元件之間帶有開放空間的骨骼結構。一旦插入動脈瘤，則肋條1405可以支撐動脈瘤壁且如果需要，可以釋放一種或多種藥理活性劑。肋條之間的空間、諸如1425允許血液流過動脈瘤。在附圖27中解釋的可選實施方案中，側壁3465從圓底3325開始豎直向上伸展，使得側壁3345形成圓柱體。在該實施方案中，側壁3345可以倚靠在動脈瘤的內表面上。在附圖28中解釋的另一個可選實施方案中，圓底4325具有低于附圖21和27中解釋的急劇彎曲程度。在本發明的該實施方案中，不存在側壁。然而，注意到如果必須進一步支撐動脈瘤壁，那么側壁可以從圓底4325開始向上延伸。附圖29和30的實施方案解釋了帶有全部整體形成的底部5525、高度5545和上截面565的子彈形插入物5505。上截面可以具有任意形狀，諸如尖形、平坦形，或作為優選的實施方案，基本上為彎曲形。構成植入物5505側壁的高度5545相對豎直且底部5525可以具有任意形狀，諸如圓形、尖形，或作為優選的實施方案，基本上為平坦形。作為植入物5505底視圖的附圖30表示由植入物5505制成的切片558。該切片5585生成了植入物5605的截面605。這些截面5605使植入物5505的表面積增加以使動脈瘤和血液更多地接觸添加的化學活性劑并使植入物5505在膨脹時更好地與動脈瘤的形狀一致。在附圖31中解釋的類似實施方案中，植入物6505的截面6605之間具有與章魚觸角或意大利面條相似的空間6625。附圖32解釋了植入物7505,其中上7565部分和底7525部分基本上為實心的且側壁包括細條7605。正如解釋植入物7505的兩種實施方案的附圖33和34中解釋的，植入物7505的截面可以是空心的7625,其中側壁條7605恰好圍繞植入物7505的周邊(附圖33)。另一方面，正如附圖34中解釋的，沿線20-20觀察到的截面可以由基本上占據植入物7505整個截面的條8605構成。附圖35表示由本文其它處所述的合適多孔彈性材料制成的一般為管形的植入物9305,它具有外形9325，為內部刻塑以強化植入物930的總體可壓縮性的豎直圓柱體，帶有開口端的空心體積9345,也為豎直圓柱體或可以具有任意其它所需的形狀。附圖36解釋了具有盲空心體積9385的子彈樣植入物9365。附圖37解釋了帶有開口的空心體積9425的漸縮的截頭錐形植入物9405。植入物9365和9405—般與植入物9305相似且所有三種植入物9305、9365和9405均可以具有任意所需的外或內截面形狀，包括圓形、正方形、矩形、多邊形等。下文描述了其它可能的形狀。另一方面，植入物9305、9365和9405可以是"實心的"、具有任意所述的外部形狀、完全有多孔材料構成且在宏觀等級下缺乏空心的內部。理想的是任何空心的內部不封閉，但宏觀下是開放的使流體進入，即流體可以直接進入植入物結構的宏觀內部、例如空心的9345、9385或9425且還可以通過其孔的網狀結構遷入植入物。盡管證實植入物9225的外周邊為明顯平滑的，但是植入物9225的外周邊可以具有用于所需目的的更為復雜的形狀，例如波紋形。注意到錐形或子彈形的外部輪廓可以有利于遞送，尤其是在已經將一定能出現對新到達的植入物的留存抵抗的情況。為了這一目的，植入物錐形或子彈形端可以定向于導入器的遠端以有利于接受植入物進入動脈瘤空間。選擇空心9345、9385和9425的相對體積以提高可壓縮性，同時仍然允許植入物9305、9365和9405抵抗血流。因此，空心體積可以構成任意合適比例的相應植入物體積，例如范圍在約10-約90%，其它有用的體積范圍在約20-約50%。正如對本領域技術人員顯而易見的，成形植入物可以各自具有任意范圍的構造之一，包括圓柱體、錐形、截頭錐形、子彈形、環形、C-形、S-形、螺旋狀、螺旋形、球形、橢圓形、橢圓體、多邊形、星形、上述兩種或多種化合物或組合和合適的上述實心和空心實施方案的其它這類構造。優選的空心實施方案具有開口或開放的面以允許流體直接進入植入物主體構造內部。可以參照附圖部分中的附圖21和附圖23-34或如其中所示描述其它可能的實施方案。成形植入物的其它可能的實施方案包括通過折疊、盤繞、漸縮或形成空心等來改變上述構造以便在壓縮時提供更致密的與植入物在原位占據的體積相關的構造。特別關注具有完全實心或空心的諸如圓柱形、子彈形和錐形這類相對簡單的伸長形狀的植入物用于實施本發明。在用于治療血管問題的植入物占椐體中的各植入物可以與另一種植入物相同或可以具有不同的形狀或不同的大小或兩者均有。如果需要，共同成形或共同大小的植入物可以用于提供靶體積內良好的填充。由于成形的植入物具有優點，所以如果需要，它們包括具有如上文所述的材料的化學和微結構的多孔彈性植入物。本發明還包括大量植入物在治療動脈瘤或其它靶部位中的應用，例如范圍在約2-約IOO種或范圍在約4-約30種。本文所述的植入物9305、9365和9405或其它植入物可以用于該目的。本發明的某些實施方案包括網狀結構的生物耐久性高彈體產品，它們也是可壓縮的且在恢復時表現出彈性、具有許多應用且作為實例可以用于控制血管畸形、諸如用于動脈瘤控制、動靜脈異常、動脈栓塞或其它血管異常或作為藥物活性劑的基質、例如用于遞送藥物。因此，本文所用的術語"血管畸形"包括、但不限于動脈瘤、動靜脈異常、動脈栓塞形成和血管異常。其它實施方案包括用于通過導管、內窺鏡、關節鏡、腹腔鏡、膀胱鏡、注射器或其它合適的遞送裝置進行體內遞送的網狀結構的生物耐久性高彈體產品且可以將它們令人滿意地植入、或使它們接觸活組織和流體延長的時間期限、例如至少29天。正如本發明認可的，在醫學領域中需要無害的可植入裝置，這類裝置可以被遞送至患者體內部位、例如人體患者體內的部位、可以占據該部位延長的時間期限而對宿主無害。在一個實施方案中，這類可植入裝置最終還可以與組織合為一體、例如向組織內生長。長期以來認為不同植入物能夠在局部原位遞送生物活性劑且近來將它們用于控制血管內疾病，包括可能危及生命的疾病，諸如腦動脈瘤和腹主動脈瘤、動靜脈畸形、動脈栓塞形成或其它血管異常。理想的是擁有可植入系統，例如，它可任選減緩因添加阻力導致的壓力下降產生的血流、任選產生導致凝塊形成的即刻血栓形成反應且最終導致纖維化，即允許和刺激天然細胞向內生長并增殖進入血管畸形和定位于血管畸形內可植入裝置的空間而以生物健康、有效和持久方式使這類特征穩定且可能確定(seal-off)這類特征。不受任何特定理論的束綽，例如，認為在原位的具有合適形狀的網狀彈性基質在流體動力學、諸如脈搏壓作用下會導致彈性基質遷移至例如接近壁的周邊部位。當將網狀彈性基質放入或被攜帶至導管、例如體液通過的腔或血管時，它提供了對體液、諸如血液流動的即刻阻力。這與炎癥反應和因血栓形成反應導致凝塊形成的凝固級聯活化有關。因此，因可植入裝置表面誘發的局部渦流和停滯點可以導致血小板活化、凝固、凝血酶形成和血液凝塊。在一個實施方案中，諸如成纖維細胞這類細胞實體和組織可以侵入和生長入網狀彈性基質。在正常的過程中，這類向內生長可以延伸入插入的網狀彈性基質的內部孔和空隙。最終彈性基質中可以基本上填充有增殖的細胞向內生長物，這種向內生長物提供可以占據其中部位或空間的團塊。向內生長物的組織類型可能包括、但不限于纖維組織和內皮組織。在另一個實施方案中，可植入裝置或裝置系統導致細胞向內生長并貫穿于該部位、貫穿于該部位周邊或穿過某些暴露表面增殖，由此密封該部位。在一段時間內，這種誘導的因組織向內生長產生的纖維血管實體可以使可植入裝置并入導管。組織向內生長可以對可植入裝置隨時間的遷移產生極為有效的阻力。它還可以防止動脈瘤或其它耙部位再貫通。在另一個實施方案中，組織向內生長物為可以長期無害和/或機械性能穩定的瘢痕組織。在另一個實施方案中，在所述的時間期限內，例如2周-3個月-l年，植入的網狀彈性基質被組織、纖維組織、瘢痕組織等完全充滿和/或被其包囊。如上所述，可植入裝置的特征、其功能性和與體內導管、腔和空穴相互作用可以用于治療許多動靜脈畸形("AVM")或其它血管異常。它們包括AVMs、流入和排出靜脈異常、動靜脈瘺，例如大動靜脈連接異常、腹主動脈瘤內移植物內滲(例如與內移植患者體內發生II型內滲相關的腸系膜下動脈和腰動脈)。在另一個實施方案中，為了治療動脈瘤，將網狀彈性基質放置在靶部位壁與為治療動脈瘤插入的移植物元件之間。一般來說，當單獨使用移植物元件治療動脈瘤時，它被向內生長的組織部分包圍，這為動脈瘤的再形成或繼發性動脈瘤的形成提供了部位。在某些情況中，甚至在植入治療動脈瘤的移植物后，可能發生不希望的閉塞、流體截留或流體郁積，由此降低植入的移植物的功效。不受任何特定的理論束綽，認為可以通過使用如本文所述的本發明網狀彈性基質避免這類閉塞、流體截留或流體郁積且治療的部位可以完全填充向內生長的組織、包括纖維組織和/或內皮組織，確保防止血液滲漏或出血的危險并有效收縮。在一個實施方案中，通過纖維包嚢固定可植入裝置且該部位甚至可能或多或少持久地被封閉。在一個實施方案中，就部位入口內確定的體積而言，使用自身不會以完全充滿靶腔或裝置系統居留的其它部位的植入裝置或裝置系統治療患者。在一個實施方案中，甚至在彈性基質孔被生物流體或組織占據后，可植入裝置或裝置系統也不會完全充滿靼腔或裝置系統居留的其它部位。在另一個實施方案中，在原位完全膨脹的可植入裝置或裝置系統的體積至少小于該部位體積的5%、甚至小于10%。在另一個實施方案中，在原位完全膨脹的可植入裝置或裝置系統的體積至少小于該部位體積的15%。在另一個實施方案中，在原位完全膨脹的可植入裝置或裝置系統的體積至少小于該部位體積的30。/。。可植入裝置或裝置系統可以包括一種或至少兩種占據空腔中心位置的彈性基質。可植入裝置或裝置系統可以包括一種或多種位于腔入口的彈性基質。在另一個實施方案中，可植入裝置或裝置系統包括一種或多種柔性、可能是片裝彈性基質。在另一個實施方案中，通過植入部位上合適的流體動力學輔助的這類彈性基質遷移至位于與腔壁相鄰。成形和定大小可以包括使可植入裝置與具體患者的具體治療部位相匹配的定制成形和定大小，正如通過成像或本領域中公知的其它技術測定的。特別地，一種或至少兩種包括可植入裝置系統用于治療不需要的腔，例如血管畸形。現在描述適合于制造植入物的某些材料。用于本發明的植入物或合適的疏水支架包括由生物耐久性聚合物制成的多孔網狀聚合物基質，所述的生物耐久性聚合物是有彈性可壓縮的以便在遞送至生物部位后恢復其形狀。可以通過改變原料和/或用于不同功能或治療應用的加工條件在廣泛性能上改造或適應本發明彈性基質的結構、形態和特性。認為多孔的生物耐久性彈性基質為網狀的，因為其微結構或內部結構包括通過構成實心結構的支柱和交叉點的構造結合的互連開孔。連續互連的空隙相是網狀結構的主要特征。用于植入物的優選支架材料具有具備足夠和所需液體滲透性的多128孔和網狀結構，因此選擇它以便允許血液或其它適宜的體液在所用植入期過程中進入任選可以含有藥物的植入物的內表面。這種情況因存在互連的網狀開孔而發生，形成流體通道或提供流體滲透性的所述的互連網狀開孔可以使所有流體通過或到達基質內部，用于洗脫藥物活性劑、例如藥物或其它生物上有用的材料。這類材料可以任選直接或通過涂層與彈性基質內表面固定。在本發明的一個實施方案中，選擇植入物的可控制特性以促進在所用植入期限過程中藥物釋放的速率恒定。此外，可以充分調節通道以允許可以使用滿足上述要求的任意各種材料。優選的泡沫或其它多孔材料為可壓縮的輕量材料，選擇它們是因其在原位的結構穩定性、其支持待遞送藥物的能力、高液體滲透性和在膀胱內基本上恢復壓縮前形狀和大小的能力以便在填充合適的物質時提供可以釋放入血液或其它流體的生物活性劑儲庫。合適的材料進一步如下文所述。用于制造本發明植入物的優選泡沫或疏水性網狀和多孔聚合物基質材料是柔性的和有回彈性的，使得植入物也是能夠使該植入物被壓縮的可壓縮材料且一旦釋放壓縮力，則可以恢復至或傾向于恢復至基本上其原始大小和形狀。例如，可以在環境條件、例如在25。C下將植入物從松弛構造或大小和形狀壓縮至壓縮的大小和形狀以適合插入膀胱或其它合適的體內遞送部位的導入器具。另一方面，可以將植入物以壓縮的構造、例如包含在包裝中、優選在無菌包裝中的形式提供給進行植入手術的醫務工作者。用于制造植入物的彈性基質的彈性使其可以在從導入器具內的壓縮狀態釋放后在原位、即在植入部位恢復到工作大小和構造。工作大小和形狀或構造基本上與在原位恢復后的原始大小和形狀相似。優選的支架是網狀互連的多孔聚合物材料，它具有經受預定生物環境預定植入期限的足夠結構完整性和耐久性。就結構和耐久性而言，優選至少部分疏水的聚合物支架材料，不過，可以使用其它材料，條件是它們滿足本文所述的要求。有用的材料優選是彈性的，即它們可以被壓縮且可以有彈性地基本上恢復到壓縮前的狀態。可以使用允許生物流體易于進入整個植入物內部的可選多孔聚合物材料，例如機織織物或非機織織物或各種形式的微結構元件的網狀復合物。部分疏水性的支架優選由選擇的材料構成，所選擇的材料具有足夠的耐久性，可以保持植入物不會在生物環境中的植入時間過程中失去其結構完整性的預定植入期限。形成支架的生物耐久性彈性基質在接觸生物環境和/或身體壓力一定時間期限時不會表現出明顯的分解、降解、腐蝕的征兆或明顯的與其應用相關的機械特性退化，所述的一定時間期限與使用可植入裝置諸如控釋或洗脫藥物活性劑、例如藥物或其它生物上有用的材料的時間期限相當。在一個實施方案中，將接觸所需的期限理解為至少29天。這一措施用于消除支架材料可能分解或降解成片段、例如可能具有不希望的作用、諸如產生不希望的組織反應的片段。就在施用任何可選的內孔表面包衣或涂層前由彈性基質空隙提供的體積而言，用于制造本發明植入物的多孔網狀聚合物基質的空隙相、優選連續和互連的空隙相可以包括低至50%體積的彈性基質。在一個實施方案中，恰如定義的空隙相的體積約為彈性基質體積的70%-約99%。在另一個實施方案中，空隙相的體積約為彈性基質體積的80%-約98%。在另一個實施方案中，空隙相的體積約為彈性基質體積的90°/。-約98%。如本文所用的，當孔為球形或基本上為球形時，其最大的橫向尺寸等于孔的直徑。例如，當孔為非球形時，例如橢圓體或四面體，其最大的橫向尺寸等于從一個孔表面到另一個孔表面內的最長距離，例如橢圓體孔的主軸長或四面體孔的最長邊的長度。對本領域技術人員而言，通常可以根據以微米計的平均細胞直徑估計孔的出現率。在一個實施方案中，用于制造本發明植入物以提供足夠的孔的流體滲透性的多孔網狀聚合物基質，其孔的平均直徑或其它最大橫向尺寸約為50-約800pi(即約300-25個孔/線性英寸)、優選100pm-500—即約150-35個孔/線性英寸)且最優選200-400pm(約80-40個孔/線性英寸)。在一個實施方案中，用于制造本發明支架部分的彈性基質具有足夠的彈性以便為在人體內植入而壓縮后進行基本的恢復，例如至少恢復至至少一種尺寸松弛構造大小的約50%，例如，在25。C或37。C下一種低壓縮變定，以及足夠的強度和流通量以使基質用于控釋藥物活性劑、諸如藥物和用于其它醫療應用。在另一個實施方案中，本發明的彈性基質具有足夠的彈性以便為在人體內植入而壓縮后至少恢復至至少一種尺寸松弛構造大小的約60%。在另一個實施方案中，本發明的彈性基質具有足夠的彈性以便為在人體內植入而壓縮后至少恢復至至少一種尺寸松弛構造大小的約90%。在一個實施方案中，用于制造本發明植入物的多孔網狀聚合物基質具有與其其它特性一致的任意合適的堆積密度、也稱作比重。例如，在一個實施方案中，堆積密度可以約為0.005-約0.15g/cc(約0.31-約9.41b/ft3)、優選約0.015-約0.115g/cc(約0.93-約7.2Ib/ft3)且最優選約0.024-約0.104g/cc(約1.5-約6.51b/ft3)。所述的網狀彈性基質具有足夠的拉伸強度，使得它可以在其指定的應用過程和可能需要或理想的加工后步驟中耐受正常手工或機械操作而不會發生撕裂、斷裂、破裂、斷片或崩解、脫片或脫顆粒或失去其結構完整性。原料的拉伸強度不應高至干擾彈性基質的制造或其它加工。因此，例如，在一個實施方案中，用于制造本發明植入物的多孔網狀聚合物基質可以具有約700-約52，500kg/m2(約1-約75psi)的拉伸強度。在另一個實施方案中，彈性基質可以具有約700-約21，000kg/m2(約1-約30psi)的拉伸強度。足夠的極限拉伸長度也是理想的。例如，在另一個實施方案中，網狀彈性基質具有的極限拉伸長度至少約為100%-至少約500%。在一個實施方案中，用于制造本發明植入物的網狀彈性基質在50%壓縮應變下具有約700-約140，000kg/m、約1-約200psi)的壓縮強度。在另一個實施方案中，網狀彈性基質在75%壓縮應變下具有約7，000-約210，000kg/m2(約IO-約300psi)的壓縮強度。在另一個實施方案中，用于制造本發明植入物的網狀彈性基質在約25。C下被壓縮至其厚度的50%時具有不超過約30%的壓縮變定。在另一個實施方案中，彈性基質具有不超過約20%的壓縮變定。在另一個實施方案中，彈性基質具有不超過約10%的壓縮變定。在另一個實施方案中，彈性基質具有不超過約5。/。的壓縮變定。在另一個實施方案中，用于制造本發明植入物的網狀彈性基質具有約0.18-約1.78kg/線性厘米(約1-約101bs/線性英寸)的扯裂強度。一般來說，在一個充分特征化的實施方案中，用于制造本發明植網狀^性部^疏水性聚合物基質包括高彈體，這些高彈體具有或可以制成具有本說明書中所述理想機械特性并具有對生物耐久性有利的化學特性，使得它們提供合理預期的足夠生物耐久性。各種網狀疏水性聚氨酯泡沫適合于該目的。在一個實施方案中，用于本發明多孔高彈體的結構材料為合成聚合物，尤其是、但不限于耐生物降解的彈性聚合物，例如聚碳酸酯聚氨酯類、聚醚型氨基甲酸酯類、聚碳酸酯聚硅氧烷類等。這類高彈體一般為疏水性的，不過，根據本發明，可以將它們處理成具有較低疏水性或具有一定程度的親水性的表面。在另一個實施方案中，可以生產這類具有較低疏水性或具有一定程度的親水性的表面的高彈體。為了植入，本發明可以使用制造植入物或材料用的多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性的聚合物支架材料。更具體地說，在一個實施方案中，本發明通過下列步驟提供了包括聚碳酸酯多元醇成分和異氰酸酯成分的生物耐久性彈性聚氨酯基質聚合、交聯和起泡、由此形成孔、隨后使泡沫形成網狀而得到生物耐久性網狀彈性產品。該產品稱作聚碳酸酯聚氨酯，為含有由例如聚碳酸酯多元醇成分上的羥基與異氰酸酯成分上的異氰酸酯基形成的尿烷基聚合物。在該實施方案中，所述的方法使用了受控化學以提供具有良好生物耐久性的網狀高彈體產品。該泡沫產品中使用了避免其中不需要或有害成分的化學成分。在一個實施方案中，多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性聚合物基質的原料含有至少一種多元醇成分。就本申請的目的而言，術語"多元醇成分"包括每個分子平均含有約2個羥基的分子，即雙官能多元醇或二醇；和那些每個分子平均含有約2個以上羥基的分子，即多元醇或多官能多元醇。典型的多元醇類可以每個分子平均含有約2-約5個羥基。在一個實施方案中，作為一種原料，所述的方法使用雙官能多元醇成分。在該實施方案中，因為二醇的羥基官能度約為2。在另一個實施方案中，軟片段由多元醇成分組成，所述的多元醇一般具有相對低的分子量，一般約1,000-約6,000道爾頓。因此，這些多元醇一般為液體或低熔點固體。這種軟片段多元醇被羥基，可以是伯羥基，也可以是仲羥基封端。合適的多元醇成分的實例為聚醚型多元醇、聚酯型多元醇、聚碳酸酯多元醇、碳氬多元醇、聚硅氧烷多元醇、聚(醚-酯)多元醇、聚(醚-碳酸酯)多元醇、聚(醚-烴)多元醇、聚(醚-硅氧烷)多元醇、聚(酯-碳酸酯)多元醇、聚(酯-烴)多元醇、聚(酯-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-烴)多元醇、聚(碳酸酯-硅氧烷)多元醇、聚(烴-硅氧烷)多元醇或其混合物。聚硅氧烷多元醇類為例如烷基和/或芳基取代的含有羥基端基的硅氧烷類的低聚物，所述的硅氧烷類諸如二曱基硅氧烷、二苯基硅氧烷或甲基苯基硅氧烷。例如，可以通過在制備聚硅氧烷多元醇成分的過程中使用曱基羥甲基硅氧烷制備每個分子帶有的羥基平均數大于2的聚硅氧烷多元醇類，例如聚硅氧烷三醇。當然，多元醇的特定類型并不限于由單一單體單元制成的那些類型。例如，聚醚型多元醇可以由環氧乙烷與環氧丙烷的混合物制成。另外，在另一個實施方案中，可以通過本領域中公知的方法由上述任意多元醇類制成共聚物或共聚醇類。因此，可以使用下列二元成分多元醇共聚物聚(醚-酯)多元醇，聚(醚-碳酸酯)多元醇、聚(醚-烴)多元醇、聚(醚-硅氧烷)多元醇、聚(酯-碳酸酯)多元醇、聚(酯-爛)多元醇、聚(酯-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-烴)多元醇、聚(碳酸酯-硅氧烷)多元醇和聚(烴-硅氧烷)多元醇。例如，聚(醚-酯)多元醇可以由環氧乙烷形成的聚醚類的單元與含有乙二醇己二酸酯的聚酯單元共聚合而制成。在另一個實施方案中，所述的共聚物為聚(醚-碳酸酯)多元醇、聚(醚-烴)多元醇、聚(醚-硅氧烷)多元醇、聚(碳酸酯-烴)多元醇、聚(碳酸酯-硅氧烷)多元醇，聚(烴-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，所述的共聚物為聚(碳酸酯-烴)多元醇、聚(碳酸酯-硅氧烷)多元醇、聚(烴-硅氧烷)多元醇或其混合物。在另一個實施方案中，所述的共聚物為聚(碳酸酯-烴)多元醇。例如，可以通過使1，6-己二醇、1,4-丁二醇和碳氫型多元醇與碳酸酯聚合制成聚(碳酸酯-烴)多元醇。此外，在另一個實施方案中，多元醇類和共聚醇類的混合物和/或摻合物可以用于本發明的彈性基質。在另一個實施方案中，改變多元醇的分子量。在另一個實施方案中，改變多元醇的官能度。在一個實施方案中，多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性聚合物基質的原料含有至少一種異氰酸酯成分和任選的至少一種增鏈劑而得到所謂的"硬片段"。就本申請的目的而言，術語"異氰酸酯成分"包括每個分子平均含有約2個異氰酸酯基的分子和那些每個分子平均含有約2個以上異氰酸酯基的分子。異氰酸酯成分的異氰酸酯基與其它組分的活性氫基反應，例如與羥基上的氧結合的氫和與多元醇成分胺基上的氮結合的氫、增鏈劑、交聯劑和/或水反應。在一個實施方案中，異氰酸酯成分中每個分子的異氰酸酯基平均數約為2。在另一個實施方案中，異氰酸酯成分中每個分子的異氰酸酯基平均數約大于2。本領域眾所周知的量、即異氰酸酯指數為反應可用的配方中異氰酸酯基的數量與能夠與例如二醇、多元醇、增鏈劑和水(如果存在)的反應基這類異氰酸酯基反應的配方中的基團數量的摩爾比。在一個實施方案中，異氰酸酯指數約為0.9-約1.1。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數約為0.9-約1.02。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數約為0.98-約1.02。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數約為0.9-約l.0。在另一個實施方案中，異氰酸酯指數約為0.9-約0.98。彈性聚氨酯可以含有10-70%重量的硬片段、優選15-35%重量的硬片段且可以含有30-85%重量的軟片段、優選50-80%重量的軟片段。典型的二異氰酸酯類包括脂族二異氰酸酯類、含有芳香基的異氰酸酯類、所謂的"芳族二異氰酸酯類"及其混合物。脂族二異氰酸酯類包括二異氰酸四亞曱酯、環己烷-1，2-二異氰酸酯、環己烷-1,4-二異氰酸酯、二異氰酸六亞甲酯、異佛爾酮二異氰酸酯、亞甲基-雙-(對-環己基異氰酸酯)("H12MDI")及其混合物。芳族二異氰酸酯類包括對-苯撐二異氰酸酯、4，4'-二苯基甲烷二異氰酸("4，4'-MDI")、2，4'-二苯基甲烷二異氰酸酯("2，4'-MDI")、2,4-甲苯二異氰酸酯("2,4-TDI")、2，6-甲苯二異氰酸酯("2,6-TDI")、間-四甲基二甲苯二異氰酸酯及其混合物。在一個實施方案中，異氰酸酯成分含有至少約5%-50%重量的2，^-MDI與50-95%重量的4,4'-MDI的混合物。不受任何特定理論束縳，認為在與4，4'-MDI的摻合物中使用較高用量的2，4'-MDI產生較柔軟的彈性基質，這是由于因不對稱2，4'-MDI結構產生硬片段的結晶性破壞所致。在一個實施方案中，多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性聚合物基質的原料含有優選用于包括二醇類、二胺類、鏈烷醇胺類及其混合物在內的硬片段的合適的增鏈劑。在一個實施方案中，增鏈劑為帶有2-10個碳原子的脂族二醇。在另一個實施方案中，二醇增鏈劑選自乙二醇、1，2-丙二醇、1，3-丙二醇、1，4-丁二醇、1,5-戊二醇、二甘醇、三甘醇及其混合物。在另一個實施方案中，增鏈劑為帶有2-10個碳原子的二胺。在另一個實施方案中，二胺增鏈劑選自乙二胺、1，3-二氨基丁烷、1，4-二氨基丁烷、1,5二氨基戊烷、1，6-二氨基己烷、1，7-二氨基庚烷、1，8-二氨基辛烷、異佛爾酮二胺及其混合物。在另一個實施方案中，增鏈劑為帶有2-10個碳原子的鏈烷醇胺。在另一個實施方案中，鏈烷醇胺增鏈劑選自二乙醇胺、三乙醇胺、異丙醇胺、二甲基乙醇胺、甲基二乙醇胺、二乙基乙醇胺及其混合物。在一個實施方案中，多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性聚合物基質的原料含有少量任選的組分，諸如多官能羥基化合物或其它具有大于2的官能度的交聯劑，例如可以含有用于交聯的甘油。在另一個實施方案中，任選的多官能交聯劑的含量恰好足以獲得穩定的泡沫，即不會塌陷而變成非泡沫樣的泡沫。另一方面或此外，可以將脂族和脂環族異氰酸酯類的多官能加合物與芳族二異氰酸酯類一起用于交聯。另一方面或此外，可以將脂族和環脂族異氰酸酯類的多官能加合物與脂族二異氰酸酯類一起用于交聯。在一個實施方案中，多孔生物耐久性網狀彈性部分疏水性聚合物基質的原料為商品聚氨酯聚合物，它們是直鏈非交聯的聚合物，因此，它們是可溶性的、可以熔化、易于分析且易于表征。在該實施方案中，原料聚合物提供了良好的生物耐久性。通過下列步驟生產網狀彈性基質采用商品聚合物、諸如聚氨酯的溶液并將其填充入用確定最終植入物或支架用微結構構造的表面制成的鑄模中、使該聚合物材料固化并通過熔化、溶解或使犧牲鑄模升華除去犧牲鑄模。使用起泡過程的泡沫產品中避免了存在生物上不需要或有害的成分。其中特別有意義的是熱塑性高彈體，諸如聚氨酯類，例如，其化學性質與良好的生物耐久性相關。在一個實施方案中，這類熱塑性聚氨酯高彈體包括聚碳酸酯聚氨酯類、聚酯型聚氨酯類、聚醚型聚氨酯類、聚硅氧烷聚氨酯類、含有所謂"混合的"軟片段的聚氨酯類及其混合物。混合的軟片段聚氨酯類是本領域技術人員公知的且包括例如聚碳酸酯-聚酯型聚氨酯類、聚碳酸酯-聚醚型聚氨酯類、聚碳酸酯-聚硅氧烷聚氨酯類、聚酯型-聚醚型聚氨酯類、聚酯型-聚硅氧烷聚氨酯類和聚醚型-聚硅氧烷聚氨酯類。在另一個實施方案中，熱塑性聚氨酯高彈體包括異氰酸酯成分中的至少一種二異氰酸酯、至少一種增鏈劑和至少一種二醇且可以由上述詳細描述的二異氰酸酯類、雙官能增鏈劑和二醇類制成。在一個實施方案中，熱塑性高彈體的重均分子量約為3Q，000-約136500,000道爾頓。在另一個實施方案中，熱塑性高彈體的重均分子量約為50，000-約250，000道爾頓。在一個如本文所述適當表征的實施方案中，用于實施本發明的某些合適的熱塑性氨基甲酸酯類包括如Meijs等在美國專利US6，313，254中公開的混合有軟片段的氨基甲酸酯類，所述的軟片段包括聚硅氧烷與聚醚和/或聚碳酸酯成分；和DiDomenico等在美國專利US6，149，678、US6，111，052和US5，986，034中公開的那些氨基曱酸酯類。適用于實施本發明的某些商購熱塑性高彈體包括由ThePolymerTechnologyGroupInc.(Berkeley,CA)在BIONATE⑧商標下提供的聚碳酸酯聚氨酯類系列。例如，充分表征的等級的聚碳酸酯聚氨酯聚合物BIONATE⑧80A、55和90溶于THF、可加工、據報導具有良好的機械特性、無細胞毒性、無致突變性、無致癌性且無溶血性。適用于實施本發明的另一種商購高彈體為生物耐久性醫用級聚碳酸酯芳族聚氨酯熱塑性高彈體的CHR0N0FLEX⑧C系列，它們商購自CardioTechInternational,Inc.(Woburn，MA)。適用于實施本發明的另一種商購高彈體為熱塑性聚氨酯高彈體的PELLETHANE⑧系列，特別是2363系歹'J產品且更具體地說是由TheDowChemicalCompany(Midland,Mich.)提供的命名為81A和85A的那些產品。這些商品聚氨酯聚合物是直鏈非交聯的聚合物，因此，它們是可溶的、易于分析且易于表征的。在本發明的另一個實施方案中，用于制造所述植入物的網狀彈性基質易于通過本發明的復合裝置透過液體、允許包括血液在內的液體流動。所述的網狀彈性基質的透水性約為251/分鐘/psi/cm2-約10001/分鐘/psi/cm2、優選約1001/分鐘/psi/cm2-約6001/分鐘/psi/cm2。實施例-交聯網狀聚氨酯基質的制造將芳族異氰酸酯類RUBINATE9258(來自Huntsman;包括4,4'-MDI和2，4'-MDI的混合物)用作異氰酸酯成分。RUBINATE9258含有約68%重量的4，4'-MDI、約32%重量的2，4'-MDI并具有約為2.33的異氰酸酯官能度且在25。C下為液體。將具有約2，000道爾頓分子量的多元醇一l，6—六亞甲基碳酸酉旨(DesmophenLS2391，BayerPolymers)、即二醇用作多元醇成分且在25'C下為固體。將水用作發泡劑。發泡催化劑為叔胺，即33。/。在二丙二醇中的三乙二胺(AirProducts提供的DABCO33LV)。使用基于硅氧烷的表面活性劑(Goldschmidt提供的TEG0STA胸BF2370)。晶胞開放劑為ORTEGOL501(Goldschmidt提供)。還使用粘度抑制劑(Sigma-Aldrich提供的碳酸丙烯酯)。將所用各成分的比例列在表l中。表1組分重量份多元醇成分-Desmophen2391100粘度抑制劑-碳酸丙烯酯5.76表面活性劑-TEG0STABBF23702.16晶胞開放劑0RTEG0L⑧5010.48異氰酸酯成分RUBINATE925853.8異氰酸酯指數1.00蒸餾水2.82發泡催化劑0.44使多元醇DesmophenLS2391在70°C下和空氣循環烘箱內液化并將150gms該物質稱入聚乙烯杯。將8.7g粘度抑制劑(碳酸丙烯酯)加入到多元醇中并使用安裝了混合軸的鉆頭混合器以3100rpm混合15秒(混合物-l)。向混合物-l中加入3.3g表面活性劑(TegostabBF-2370)并再混合15秒(混合物-2)。向混合物-2中加入0.75g晶胞開放劑(Ortogel501)并混合15秒(混合物-3)。將80.9g異氰酸酯(Rubinate9258)加入到混合物-3中混合60±10秒(系統A)。通過使用小玻璃棒將4.2g蒸餾水與0.66g發泡催化劑(Dabco33LV)在小塑料杯中混合60秒(系統B)。盡可能快而又不溢出地將系統B傾入系統A且同時使用鉆頭混合器劇烈混合10秒并將該體系傾入9英寸x8英寸x5英寸的紙板盒，將其用鋁箔覆蓋。起泡特性如下混合時間10秒；成霜時間18秒；且浮起時間85秒。在泡沫混合后2分鐘，將泡沫置于100-105。C下的烘箱內固化60分鐘。從烘箱中取出泡沫并在室溫下冷卻l5分鐘。用帶鋸切下皮膚并用手將泡沫壓在所有外側以開放細胞窗。將泡沫放回空氣循環烘箱以便在100-105。C下后熟化5小時。正如通過光學顯微鏡觀察到的，泡沫的平均孔徑為150-35(Vm。按照ASTMD3574進行下列泡沫測試。使用測定50mmx50mmx25mm的樣本測定密度。通過用樣品的重量除以樣本的體積計算密度；得到的值為2.5lbs/ft3。使用與泡沫浮起方向平行和垂直切下的樣品進行張力試驗。從泡沫塊上切下各自約12.5mm厚、約25.4mm寬和約140mm長的狗骨形張力樣本。使用INSTRONUniversalTestingInstrumentModel1122以500mm/分鐘(19.6英寸/分鐘)的交叉速度測定拉伸性能(斷裂時的拉伸強度和拉伸長度)。從與泡沫浮起的兩個正交方向測定的平均拉伸強度為24.64+2.35psi。斷裂的拉伸長度約為215+12%。j吏用測定50mmx50mmx25mm的樣本測定泡沫的壓縮強度。使用INSTRONUniversalTestingInstrumentModel1122以10mm/分鐘(O.4英寸/分鐘)的交叉速度進行本試驗。50%的壓縮強度約為12+3psi。在40。C下使樣品進行50%壓縮22小時并釋放壓力后的壓縮變定為2%。1吏用測定約152mmx25mmx12.7mm的才羊本測定泡沫的抗撕裂強度。在各樣品的一側制作40mm切片。使用INSTRONUniversalTestingInstrumentModel1122以500mm/分鐘(19.6英寸/分鐘)的交叉速度測定抗撕強度。測定的抗撕強度約為2.9+0.11bs/英寸。在隨后的網狀形成步驟中，將泡沫塊放入壓力室，密封室門并維持氣密性。使壓力降至低于8毫托以基本上除去泡沫中所有的空氣。使可燃比的氫氣與氧氣進入該室3分鐘以上。然后用火花塞點燃室內的氣體。點火使泡沫晶胞結構內氣體爆炸。這種爆炸爆裂了許多泡沫晶胞窗，由此生成了網狀彈性基質結構。使用與泡沫浮起方向平行和垂直切下的網狀樣品進行張力試驗。從泡沫塊上切下各自約12.5mm厚、約25.4mm寬和約140mm長的狗骨形張力樣本。<吏用INSTR0NUniversalTestingInstrumentModel1122以500隨/分鐘(19.6英寸/分鐘)的交叉速度測定拉伸性能(斷裂時的拉伸強度和拉伸長度)。從與泡沫浮起的兩個正交方向測定的平均拉伸強度為2.35psi。斷裂的拉伸長度約為194%。4吏用測定50mmx50mmx25mm的樣本測定泡沫網狀形成后的壓縮強度。使用INST畫UniversalTestingInstrumentModel1122以10ram/分鐘(0.4英寸/分鐘)的交叉速度進行本試驗。50%下的壓縮強度約為6.5psi。用于本發明的一種可能的材料包括有彈性可壓縮的復合聚氨酯泡沫，它包括在疏水性泡沫支架上和全部孔表面上涂敷的親水性泡沫。一種合適的這類材料為Thomson在轉讓給Hydrophilix，LLC.的美國專利申請/>開號20020018884、美國專利US6,617，014和國際專利申請^>開號WO01/74582(申請人Hydrophilix，LLC,/>開日2001年10月11日)中公開并要求保護的復合泡沫，將這些專利申請各自的全部公開內容引入本文作為參考。疏水性泡沫提供了支撐和彈性可壓縮性，使得所述植入物能夠收縮以便遞送并在原位重建。疏水性泡沫可以用于攜帶各種治療上有用的活性劑，例如可以有助于動脈瘤愈合的活性劑，諸如彈性蛋白、膠原蛋白或其它促進成纖維細胞增殖并生長入動脈瘤的生長因子；使泡沫植入物進行非血栓形成的藥劑或以促進動脈瘤瘢痕形成的炎性化學物質。此外，親水性泡沫或其它固定活性劑的裝置可以用于攜帶遺傳療法，例如用于取代缺失的酶、治療局部水平的粥樣硬化斑塊并釋放諸如抗氧化劑這類活性劑以有助于抗已知的動脈瘤危害因素。本發明關注的孔表面可以使用包括親水性泡沫在內的其它裝置以使所需的治療劑與疏水性泡沫支架固定。植入物內包含的活性劑可以提供動脈瘤內的炎性反應，導致動脈瘤壁形成瘢痕并增厚。可以使用任意合適的誘導炎性的化學物質達到上述目的，諸如硬化劑，如十四烷基硫酸鈉(STS)、多碘化碘、高滲鹽水或其它高滲鹽水溶液。另外，植入物可以含有誘導成纖維細胞增殖的因子，諸如生長因子、腫瘤壞死因子和細胞因子。本發明者還關注可選的實施方案，其中鑒定了靶動脈瘤并使其成4象，可以提供一種或多種定制的接近適合動脈瘤的植入物。例如，可以通過Greene,Jr.等所述的方法制備這類定制的植入物，將該文獻的全部公開內容引入本文作為參考。然而，與Greene,Jr.等教導的相反，這類可以為兩種或三種或多種分別遞送的植入物的復合的定制植入物還包括藥理活性劑以便如本文所述促進成纖維細胞侵入并用瘢痕組織封閉動脈瘤，還優選形成足夠小于動脈瘤的植入物以允許動脈瘤周圍存在有限的血流。進一步關注進行動脈瘤治療的醫療設備可以使用計算機控制的系統制成對部位合適的植入物。因此，可以使動脈瘤成像并將影像輸入到計算機中。計算機可以制作動脈瘤的虛擬圖像。因此，外科醫師可以選擇他需要的植入物類型、將通用形式裝入機器且系統可以根據動脈瘤的圖像來定形大小和形狀且外科醫師可以閱讀詳細說明。本發明在另一個方面中提供了治療或預防從植入的血管內移植物內滲入靼血管部位、例如動脈瘤或腹主動脈瘤的方法，該方法包括將大量多孔彈性植入物以壓縮狀態遞送入靶部位的步驟。植入物的數量可以在約2-約IOO個的范圍，例如約4-約30個或任意其它合適的數量。有用的情況是植入物可以封閉開放進入動脈瘤部位的供給血管以控制所謂可能因從側枝動脈回流導致的II型內滲。為了這一目的，內植入物與動脈瘤之間的移植物周圍空間可以填滿或基本上填滿相對比靶部位小的大量植入物。在一個實施方案中，本發明提供了至少某些遞送的植入物部分、但并非完全在原位膨脹，從而保留其一定的彈性壓縮作為殘余壓縮。這類內滲療法可以在手術后的適宜期限進行，可能是植入內植入物后的數天、數周或數月。另一方面，如果滿足合適的標準，可以在內植入物植入時預防性地進行內滲療法。本發明還提供了用于進行該方法的設備，該設備包括遞送植入物并將適宜數量的植入物遞送至靶部位的導入器。盡管根據對動脈瘤的可應用性描述了本發明，但是可以理解本發明的裝置和方法可以用于其它目的，包括治療胂瘤和治療損害，諸如動靜脈畸形(AVM)、動靜脈瘺(AVF)、無法控制的出血等。本說明書中或本專利申請的其它處參考了美國專利或專利申請、們各自的全部公開內容引入本文作為各相應部分的參考。在一個實施方案中，當使用多個相對小的植入物時，網狀生物耐久性彈性基質可以具有約1-約100mm、任選約3to50mm的較大尺寸。盡管已經描述了本發明的解釋性實施方案，不過，當然可以理解本領域技術人員顯然可以對本發明進行各種修改。這類修改屬于僅由待批權利要求限定和定義的本發明的實質和范圍。1.用于在原位治療哺乳動物、任選人的動脈瘤的動脈瘤治療裝置，該治療裝置包括至少一個有彈性的可收縮的植入物，其中該植入物可以從植入物支撐動脈瘤壁的第一種膨脹構造收縮至使可收縮植入物可遞送至動脈瘤的第二種收縮結構，且其中該植入物不完全充滿動脈瘤。2.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物具有足夠的彈性或溶脹性以便在動脈瘤的腔內使回復到膨脹的構造。3.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中使所述植入物成形以便動脈瘤內的水力傾向于推動該植入物抵住動脈瘤壁。4.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中可收縮的植入物包括可伸展的部分和突出部分，可伸展的部分能夠貼緊動脈瘤內壁并對動脈瘤內壁提供支撐，突出部分與可伸展部分整合為一體且能夠被控制以插入和定位所述植入物。5.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物包括有彈性的可壓縮的聚合物泡沫。6.權利要求5的動脈瘤的治療裝置，其中所述的泡沫元件包括疏水性泡沫支架元件，在該元件的泡沫孔表面上、欲形成親水性的泡沫體內涂敷有任選的親水性泡沫材料涂層。7.權利要求6的動脈瘤治療裝置，其中所述的泡沫元件包括在泡沫孔表面和貫穿于整個泡沫孔上涂敷了親水性泡沫的疏水性泡沫支架元件，其中親水性泡沫攜帶藥理活性劑、任選的血纖蛋白或成纖維細143胞生長因于或它們兩者。8.權利要求1的動脈瘤治療裝置，包括一對配合起作用以穩定動脈瘤的植入物。9.權利要求8的動脈瘤治療裝置，其中一種植入物、任選一般為酒杯形的植入物可以位于動脈瘤頸部，使可伸展進入動脈瘤的伸展部分支撐與竇相鄰的動脈瘤壁，而另一種植入物、任選一般為蘑菇形的植入物可以倚靠住動脈瘤且使伸展部分支撐與動脈瘤頸部相對的動脈瘤壁。10.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物進一步包括一種或多種生物活性物質，它們選自彈性蛋白、能夠促使成纖維細胞增殖的生長因子、藥理活性劑、硬化劑、炎性物質、遺傳上起作用的治療劑和基因工程的治療劑。11權利要求1的動脈瘤的治療裝置，包括一組多種的植入物，該組中包括不同大小范圍的植入物、任選2-約IO種不同大小和在所述的一種或多種大小中的不同形狀范圍的植入物、任選2-約6種不同形狀。12.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中植入物的伸展部分包括與動脈瘤壁接觸的凸形外表面和凹形內表面。13.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中植入物包括帶有內表面和外表面的泡沫元件，外表面具有能夠允許血流通過動脈瘤內壁與泡沫元件外表面之間的凸凹面。14.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物是多孔的且允許血流進入植入物內部。15.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物包括網狀生物耐久性彈性基質。16.權利要求1的動脈瘤治療裝置，其中所述的植入物包括網狀生物耐久性彈性基質且該植入物表現出從壓縮狀態彈性恢復的特性。17.權利要求1的動脈瘤的治療裝置，包括多種植入物，其中植入物各自具有圓柱體、豎直圓柱體、子彈形、盲空心體積的子彈形；具有任選帶有截面是圓形、正方形、矩形、多邊形的開口的漸縮的截頭錐形。18.治療動脈瘤的方法，包括下列步驟a)使治療的動脈瘤成像以確定其大小和局部解剖結構；b)選擇權利要求1的用于治療動脈瘤的動脈瘤治療裝置；和c)將動脈瘤治療裝置植入動脈瘤。19.權利要求18的方法，進一步包括d)將動脈瘤治療裝置填充入導管；e)使導管穿過動脈到達動脈瘤；和f)使動脈瘤治療裝置在動脈瘤內定位并釋放。20.治療動脈瘤的方法，包括下列步驟a)使治療的動脈瘤成像以確定其大小和局部解剖結構；b)構建待成形以便在原位填充動脈瘤的動脈瘤治療裝置并可通過導管遞送，該動脈瘤治療裝置任選為有彈性的可收縮的或溶脹性的以便在原位膨脹成形，且在動脈瘤治療裝置中包括藥理活性劑以便在動脈瘤內遞送；c)將動脈瘤治療裝置植入動脈瘤。21.權利要求18的方法，其中使所述的動脈瘤治療裝置成形以允許植入物與動脈瘤壁之間存在有限的血流通道，任選不會明顯搏動動脈瘤壁。22.治療或預防從植入的血管內植入物內滲漏入靶血管部位、任選動脈瘤的方法，該方法包括將壓縮狀態的大量多孔和/或網狀彈性植入物遞送入靼部位的步驟。23.權利要求22的方法，其中植入物的數量在約2-約IOO個的范圍。24.權利要求23的方法，其中所述的植入物包括網狀生物耐久性彈性基質。權利要求1.用于動脈瘤修復的裝置，包括自膨脹結構和生理相容性回彈可壓縮彈性網狀基質。2.權利要求1所述的裝置織再生的底物。3.權利要求l所述的裝置為生物耐久性的。4.權利要求l所述的裝置為可吸收性的。5.權利要求2所述的裝置包括自膨脹結構和生理相容性回其中所述的彈性基質為適合于組其中所述的回彈可壓縮彈性基質其中所述的回彈可壓縮彈性基質其中配置所述的網狀彈性基質以便允許細胞向內生長并且增殖入該彈性基質。6.權利要求5所述的裝置，其中網狀彈性基質為內部多孔的，所述孔涂敷有促進細胞向內生長和增殖的涂敷材料。7.權利要求6所述的裝置，其中所述的涂敷材料包括生物可降解材料的發泡涂層，所述的生物可降解材料包括膠原蛋白，纖連蛋白，彈性蛋白，透明質酸或其混合物。8.治療動脈瘤的系統，該系統包括權利要求1的裝置和遞送裝置。9.權利要求8所述的系統，其中所述的遞送裝置為導管。10.治療動脈瘤的方法，包括下列步驟(a)提供插入遞送裝置腔的權利要求l的裝置，所述的遞送裝置包括近端和遠端，并且遠端具有遠端尖端；(b)促使遞送裝置的遠端尖端插入具有內部嚢的動脈瘤的開口；(c)促使所述裝置通過所述的腔進入開口；和(d)抽出遞送裝置，由此使所述的裝置膨脹入嚢并且覆蓋動脈瘤開口。11.權利要求10所述的方法，其中所述的裝置膨脹入嚢并且基本上封閉動脈瘤開口。12.權利要求10所述的方法，進一步包括將一個或多個線圏或栓子裝置導入動脈瘤嚢且由此至少部分填充動脈瘤嚢。13.權利要求10所述的方法，進一步包括評估動脈瘤大小的步驟。14.權利要求10所述的方法，進一步包括評估動脈瘤開口大小的步驟。15.權利要求10所述的方法，其中所述的遞送裝置為導管。16.權利要求l的裝置，其中該裝置呈放射狀和/或環狀地適合于動脈瘤，由此有利于封閉動脈瘤。17.使用裝置治療具有動脈瘤壁的動脈瘤的方法，所述的裝置包括具有近端圓柱狀部分和遠端部分的主體，其中該裝置包括自膨脹結構和生理相容性回彈可壓縮彈性網狀基質，并且該方法包括下列步驟a)提供插入遞送裝置腔的裝置；b)促使所述遞送裝置的遠端尖端進入動脈瘤；c)促使所述裝置從遞送裝置到達動脈瘤；d)使所述裝置在動脈瘤中定位；和e)允許所述結構膨脹成完全膨脹的形狀或膨脹至限于動脈瘤壁。18.權利要求17所述的方法，進一步包括將至少部分所述設備的主體抽回入遞送器具的腔，^f吏該設備相對于動^"瘤而言重新定位并且重復步驟(c)-(e)。19.固定定向于動脈瘤修復的醫療植入物的裝置，包括與植入物結合并且適合于定位于血管組織中的動脈瘤內的保持元件，該保持元件包括使所述植入物保留在動脈瘤中的可膨脹放射狀部件。20.權利要求19所述的裝置，進一步包括不透射線標志。21.權利要求19所述的裝置，其中所述的保持元件對植入物而言為整體。22.權利要求19所述的裝置，其中所述的放射狀部件包括兩個或多個至少部分放射狀的元件。23.權利要求19所述的裝置，其中所述的保持元件抵抗排斥力。24.用于治療血管組織中的缺陷的植入物，包括具有如下材料，該材料具有適合于施用于該缺陷并且在施用于該缺陷時生物整合入血管組織的組成和結構。25.權利要求24所述的植入物，其中所述的結構包括支架。26.權利要求25所述的植入物，其中所述的支架包括網狀結構。27權利要求26所述的植入物，其中所述的網狀結構為回彈可壓縮的。28.權利要求27所述的植入物，其中所述的回彈可壓縮的網狀結構包括彈性材料。29.權利要求28所述的植入物，其中所述的彈性材料包括生物耐久性材料。30.權利要求24所述的植入物，其中施用于該缺陷包括插入該缺陷。31.權利要求24所述的植入物，其中所述的血管缺陷為動脈瘤。32.權利要求30所述的植入物，其中該植入物在插入缺陷時相對于該缺陷確定尺寸，以至少部分抵抗來自該缺陷的排斥力。33.權利要求24所述的植入物，包括具有放射狀部件的保持元件。34.權利要求24所述的植入物，其中該植入物的結構包括促使血管組織細胞向內生長的空隙和/或孔的互連網狀結構。35.權利要求l所述的裝置，其中所述的彈性基質為疏水性的。36.權利要求l所述的裝置，其中所述的彈性基質包括彈性體，其選自聚碳酸酯聚氨酯類，聚酯聚氨酯類，聚醚聚氨酯類，聚硅氧烷聚氨酯類，具有混合的軟鏈節的聚氨酯類，聚碳酸酯類，聚酯類，聚醚類，聚硅氧烷類，聚氨酯類及其兩種或多種的混合物。全文摘要本發明的用于動脈瘤閉塞的自膨脹血管內裝置包括可變形記憶框架，該框架上至少部分節段覆蓋物由基質植入物材料組成。該裝置可以被折疊和/或拉伸以采取縮窄的輪廓，用于加載在共軸遞送器具上，并且在進入動脈瘤后從器具釋放時在原位膨脹成其原始形狀。本發明治療動脈瘤的方法包括步驟(a)提供插入遞送器具腔的自膨脹血管內裝置，所述的遞送器具包括近端和遠端，并且遠端具有遠端尖端；(b)促使遞送器具的遠端尖端插入具有內部囊的動脈瘤的開口；(c)促使所述裝置通過所述的腔進入開口；和(d)抽出遞送器具，由此使所述的裝置膨脹入囊并且覆蓋動脈瘤開口。文檔編號A61F2/82GK101431963SQ200780010672公開日2009年5月13日申請日期2007年3月23日優先權日2006年3月24日發明者A·達塔,C·F·弗里德曼,H·T·多恩,I·塞佩特卡,M·G·阿博伊特斯,P·科斯坦蒂諾,R·阿博伊特斯,S·霍克伯格申請人:比奧米瑞斯公司