BR112014016892B1

BR112014016892B1 - dispositivos médicos cobertos por material fiado por rotação e métodos para construção dos mesmos

Info

Publication number: BR112014016892B1
Application number: BR112014016892A
Authority: BR
Inventors: Dolmatch Bart; William Hall John; Lynn Simmons Rachel; J Radford Robert; S Kellar Robert; l mower Wayne; Eller Zeke
Original assignee: Merit Medical Systems Inc
Priority date: 2012-01-16
Filing date: 2013-01-15
Publication date: 2019-12-17
Also published as: US20150352826A1; EP2804637A1; KR20140121822A; CA2856305A1; KR102037543B1; US20130184808A1; US20220048285A1; EP2804637A4; US9987833B2; EP2804637B1; US11623438B2; US10005269B2; US20130184810A1; EP3626276A1; BR112014016892A2; BR112014016892A8; WO2013109528A1; US10675850B2; US20230311472A1; CN110064076A

Abstract

resumo "dispositivos médicos cobertos por material fiado por rotação e métodos de fabricação" a presente invenção refere-se a um dispositivo médico ou prótese que pode compreender uma ou mais camadas de nanofibras fiadas por rotação, incluindo polímeros fiados por rotação. o material fiado por rotação pode compreender camadas que incluem camadas de politetrafluoroetileno (ptfe). malhas de nanofibra fiada por rotação de certas porosidades podem permitir o crescimento interno de tecido para dentro da prótese ou a fixação a ela. adicionalmente, uma ou mais braçadeiras podem ser configuradas para permitir o crescimento interno do tecido para ancorar a prótese.

Description

DISPOSITIVOS MÉDICOS COBERTOS POR MATERIAL FIADO POR ROTAÇÃO E MÉTODOS PARA CONSTRUÇÃO DOS MESMOS

CAMPO DA TÉCNICA [001] A presente descrição refere-se genericamente a dispositivos médicos. Mais especificamente, a presente descrição está relacionada a dispositivos médicos ou outras próteses, particularmente aquelas produzidas a partir de, construídas a partir de, cobertas ou revestidas com materiais fiados por rotação incluindo polímeros como politetrafluoroetileno (PTFE).

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS [002] Este arquivo de patente ou de pedido de patente contém pelo menos um desenho ou uma fotografia executada em cores. Cópias da publicação da patente ou do pedido de patente com desenhos coloridos serão fornecidas pelo Escritório de Patentes, mediante solicitação e pagamento das taxas necessárias.

[003] As modalidades apresentadas na presente invenção se tornarão mais completamente aparentes com a descrição a seguir e as reivindicações em anexo, em conjunto com os desenhos em anexo. Estes desenhos apenas apresentam modalidades típicas, que serão descritas com especificidade e detalhes adicionais através do uso dos desenhos em anexo nos quais:

[004] A Figura 1A é uma vista em perspectiva de um aparelho de fiação por rotação.

[005] A Figura 1B é uma vista superior do aparelho de fiação por rotação da Figura 1A.

[006] A Figura 2A é uma vista em perspectiva de uma outra modalidade de um aparelho de fiação por rotação.

[007] A Figura 2B é uma vista superior do aparelho de fiação por rotação da Figura 2A.

[008] A Figura 3A é uma vista em perspectiva de um stent coberto.

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2/96 [009] A Figura 3B é uma vista em seção transversal do stent coberto da Figura 3A através da linha 3B-3B.

[010] A Figura 4A é uma vista em perspectiva de uma cobertura fiada por rotação sobre um mandril.

[011] A Figura 4B é uma vista em perspectiva da cobertura da Figura 4A parcialmente removida do mandril.

[012] A Figura 4C é uma vista em perspectiva da cobertura da Figura 4A reposicionada sobre o mandril.

[013] A Figura 4D é uma vista em perspectiva de uma estrutura de armação enrolada em torno da cobertura e do mandril da Figura 4C.

[014] A Figura 4E é uma vista em perspectiva da estrutura de armação da Figura 4D com uma segunda cobertura fiada por rotação.

[015] A Figura 5 é uma vista em perspectiva de um stent coberto incluindo braçadeiras.

[016] A Figura 6 é uma vista anterior de uma estrutura de um dispositivo médico.

[017] A Figura 7A é uma vista em detalhe de uma porção da estrutura da Figura 6.

[018] A Figura 7B é uma vista em detalhe de uma extremidade da estrutura da Figura 6.

[019] A Figura 7C é uma configuração alternativa de uma porção da estrutura da Figura 6.

[020] A Figura 8 é uma vista de extremidade de uma estrutura que tem extremidades alargadas.

[021] A Figura 9 é uma vista anterior de uma estrutura que tem extremidades alargadas.

[022] A Figura 10 é uma vista anterior de um fio sendo conformado para

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3/96 formar uma estrutura.

[023] A Figura 11A é uma micrografia eletrônica de varredura (MEV a 170X) de um material fiado por rotação criado a partir de uma dispersão de PTFE combinada com poli(óxido de etileno) (PEO) e água.

[024] A Figura 11B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 11 A.

[025] A Figura 12A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação que tem diâmetros de fibra médios, que foram coletados sobre uma folha.

[026] A Figura 12B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 12A.

[027] A Figura 13A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação que tem diâmetros de fibra médios, que foram coletados em um mandril giratório.

[028] A Figura 13B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 13A.

[029] A Figura 14A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação que tem fibras maiores, que foram coletadas sobre um mandril giratório.

[030] A Figura 14B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 14A.

[031] A Figura 15 é uma MEV (a 950X) de um material fiado por rotação que tem fibras maiores que foram coletadas em uma folha.

[032] A Figura 16A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação que tem fibras médias que foram coletadas sobre uma folha.

[033] A Figura 16B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 16A.

[034] A Figura 17A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação que tem fibras menores que foram coletadas sobre uma folha.

[035] A Figura 17B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 17A.

[036] A Figura 18A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação coletado sobre um mandril montado horizontalmente.

[037] A Figura 18B é uma MEV (a 950X) do material da Figura 18A.

[038] A Figura 19 é uma vista em seção transversal (a 370X) de uma construção exemplificadora de múltiplas camadas de materiais fiados por rotação.

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4/96 [039] A Figura 20 é uma MEV (a 950X) de uma construção compreendendo um material de PTFE fiado por rotação e uma camada de FEP.

[040] A Figura 21A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a 4.500 RPM.

[041] A Figura 21B é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a 5.000 RPM.

[042] A Figura 21C é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a 5.500 RPM.

[043] A Figura 21D é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a 6.000 RPM.

[044] A Figura 21E é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a 7.000 RPM.

[045] A Figura 22A é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,08 g/ml de PEO/PTFE.

[046] A Figura 22B é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,09 g/ml de PEO/PTFE.

[047] A Figura 22C é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,10 g/ml de PEO/PTFE.

[048] A Figura 22D é uma MEV (a 170X) de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,11 g/ml de PEO/PTFE.

[049] A Figura 23A uma vista em seção transversal de dois lúmens do corpo com um stent disposto neles.

[050] A Figura 23B é uma vista lateral de uma porção de um stent que compreende um segmento cônico.

[051] A Figura 23C é uma vista lateral de uma outra modalidade de um stent compreendendo um segmento cônico.

[052] A Figura 24 é uma imagem colorida de microscopia de luz de imuno

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5/96 histoquímica de uma porção de uma amostra de material explantado e uma cópia marcada digitalmente da mesma imagem.

[053] A Figura 25 é uma imagem colorida de uma imagem de microscopia de luz de histologia corada com tricromo para uma porção de uma amostra de material explantado.

[054] A Figura 26 é uma imagem colorida de uma microscopia de luz de histologia corada com tricromo para uma porção de uma amostra de material explantado tendo múltiplas camadas.

DESCRIÇÃO DETALHADA [055] Dispositivos médicos podem ser instalados em vários lúmens do corpo para uma variedade de finalidades. Stents podem ser instalados, por exemplo, no sistema venoso central para uma variedade de propósitos terapêuticos, inclusive o tratamento de oclusões dentro dos lúmens daquele sistema. A presente descrição pode ser aplicável a stents ou outros dispositivos médicos projetados para o sistema venoso central (CV), stents vasculares periféricos (PV), stents para aneurisma aórtico abdominal (AAA), stents brônquicos, stents esofágicos, stents biliares, stents coronários, stents gastrointestinais, neuro stents, endoenxertos aórticos torácicos ou qualquer outro stent ou endoprótese. Adicionalmente, a presente descrição pode ser igualmente aplicável a outras próteses como enxertos. Qualquer dispositivo médico compreendido dos materiais aqui descritos pode ser configurado para uso ou implantação dentro de várias áreas do corpo, incluindo aplicação vascular, craniana, torácica, pulmonar, esofágica, abdominal, ou ocular. Exemplos de dispositivos médicos dentro do escopo desta descrição incluem, mas não se limitam a, stents, enxertos vasculares, enxertos de stent, emplastros cardiovasculares, emplastros para tecido reconstrutivo, emplastros para hérnia, emplastros cirúrgicos gerais, válvulas cardíacas, suturas, tecidos reconstrutores dentais, coberturas e revestimentos de dispositivos médicos, dispositivos gastrointestinais, filtros de sangue, órgãos artificiais, implantes oculares, e

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6/96 dispositivos pulmonares, inclusive stents pulmonares. Para conveniência, muitos dos exemplos específicos incluídos abaixo fazem referência a stents. Não obstante qualquer um dos dispositivos médicos particulares mencionados nos exemplos ou na descrição abaixo, a descrição e os exemplos podem se aplicar analogamente a quaisquer próteses ou outro dispositivo médico.

[056] Como usado aqui, o termo stent se refere a um dispositivo médico configurado para uso em uma estrutura corporal, tal como em lúmen do corpo. Um stent pode compreender uma estrutura de armação ou suporte, como uma estrutura, e/ou uma cobertura. Desta forma, como usado aqui, stent se refere a ambas as estruturas de armação cobertas e não cobertas.

[057] Será facilmente compreendido que os componentes das modalidades, conforme geralmente descritas e ilustradas nas figuras da presente invenção poderíam ser dispostos e projetados em uma ampla variedade de configurações diferentes. Desta forma, a descrição mais detalhada a seguir de várias modalidades, conforme representado nas figuras, não se destina a limitar o escopo da descrição, mas é meramente representativo de várias modalidades. Embora os vários aspectos das modalidades sejam apresentados nos desenhos, os desenhos não são necessariamente desenhos em escala, exceto quando especificamente indicado.

[058] As expressões conectado a, acoplado a e em comunicação com se referem a qualquer forma de interação entre duas ou mais entidades, incluindo interação mecânica, elétrica, magnética, eletromagnética, fluida, e térmica. Dois componentes podem ser acoplados um ao outro ainda que eles não estejam em contato direto um com o outro. Por exemplo, dois componentes podem ser acoplados um ao outro através de um componente intermediário.

[059] Os termos direcionais proximal e distal são usados aqui para fazer referência a locais opostos em um stent ou outro dispositivo médico. A extremidade proximal de um dispositivo é definida como a extremidade mais próxima do

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7/96 profissional quando o dispositivo é disposto dentro de um aparelho de posicionamento que está sendo usado pelo profissional. A extremidade distal está na extremidade oposta à extremidade proximal, ao longo da direção longitudinal do dispositivo, ou a extremidade mais distante do profissional. Entende-se que, conforme usado na técnica, estes termos podem ter diferentes significados quando o dispositivo é posicionado (isto é, a extremidade proximal pode se referir à extremidade mais próxima da cabeça ou coração do paciente dependendo da aplicação). Para fins de consistência, como usado aqui, as extremidades designadas proximal e distal antes do posicionamento permanecem as mesmas independentemente de se o dispositivo está posicionado. A direção longitudinal de um stent é a direção ao longo do eixo de um stent geralmente tubular. Em modalidades nas quais um stent ou outro dispositivo é composto de uma estrutura de fio metálico acoplada a uma ou mais camadas de componentes semelhantes a um filme ou folha, como uma camada de polímero, a estrutura de metal é chamada de a armação ou estrutura, e a camada de polímero como a cobertura ou revestimento. Os termos cobrir ou revestir podem se referir a uma única camada de polímero, múltiplas camadas do mesmo polímero, ou camadas compreendendo polímeros distintos usados em combinação. Além disso, como usado aqui, os termos cobrir e revestir se referem a apenas uma camada ou camadas que são acopladas a uma porção da armação; nenhum termo exige que toda a armação seja coberta ou revestida. Em outras palavras, dispositivos médicos nos quais uma porção da armação pode ser coberta e uma porção permanece exposta, estão dentro do escopo desta descrição. Finalmente, qualquer descrição mencionada com relação a coberturas ou revestimentos pode ser analogamente aplicada a dispositivos médicos que compreendem uma ou mais camadas de cobertura sem armação ou outra estrutura associada. Por exemplo, um emplastro para hérnia compreendendo qualquer um dos materiais aqui descritos como revestimentos ou coberturas está dentro do escopo desta descrição independentemente de se o emplastro compreende,

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8/96 ainda, uma estrutura ou outra construção.

[060] As coberturas do dispositivo médico podem compreender construções em múltiplas camadas, compreendidas de duas ou mais camadas que podem ser aplicadas de forma seriada. Adicionalmente, as construções em múltiplas camadas podem compreender camadas não homogêneas, o que significa camadas adjacentes que têm diferentes propriedades. Desta forma, como usado aqui, cada camada de uma construção em múltiplas camadas pode compreender uma camada distinta, tanto devido à aplicação distinta das camadas ou devido às propriedades diferentes entre as camadas.

[061] Adicionalmente, para uso na presente invenção, crescimento interno de tecido ou penetração celular se referem a qualquer presença ou penetração de um material biológico ou corporal em um componente de um dispositivo médico. Por exemplo, a presença dos tecidos corporais (por exemplo, colágeno, células, e assim por diante) dentro de uma abertura ou poro de uma camada ou componente de um dispositivo médico compreende um crescimento interno de tecido naquele componente. Adicionalmente, como usado aqui, fixação de tecido a um componente de um dispositivo médico se refere a qualquer união ou aderência de um tecido ao dispositivo, incluindo ligações indiretas. Por exemplo, o tecido de algum tipo (por exemplo, colágeno) pode ser fixado a uma cobertura de um stent (incluindo fixação através de crescimento interno de tecido) e uma outra camada de material biológico (como células endoteliais) pode, por sua vez, aderir ao primeiro tecido. Nestes casos, o segundo material biológico (células endoteliais no exemplo) e o tecido (colágeno no exemplo) são fixados à cobertura do stent.

[062] Além disso, através da presente descrição, certos materiais fibrosos (tais como materiais fiados por rotação) podem ser chamados de inibidores ou promotores de determinadas respostas biológicas. Estes termos relativos se destinam a fazer referência às características dos materiais fibrosos no que diz respeito aos

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9/96 materiais ou revestimentos não fibrosos. Exemplos de revestimentos não fibrosos incluem folhas de PTFE não fibrosas, outros polímeros formados de maneira similar, e similares. Exemplos de revestimentos fibrosos incluem PTFE fiado por rotação, PTFE eletrofiado, PTFE expandido, e outros polímeros ou materiais formados de maneira similar. Exemplos de revestimentos fibrosos fiados incluem PTFE fiado por rotação, PTFE eletrofiado e outros polímeros ou materiais formados de maneira similar e excluem PTFE expandido.

[063] Os lúmens dentro do sistema circulatório são geralmente cobertos com uma camada única (monocamada) de células endoteliais. Este revestimento de células endoteliais compõe o endotélio. O endotélio age como uma interface entre o sangue que flui através dos lúmens do sistema circulatório e as paredes internas dos lúmens. O endotélio, entre outras funções, reduz ou impede o fluxo sanguíneo turbulento dentro do lúmen. O endotélio desempenha um papel em muitos aspectos da biologia vascular, incluindo ateroesclerose, criando uma barreira seletiva em torno do lúmen, coagulação do sangue, inflamação, angiogênese, vasoconstrição, e vasodilatação.

[064] Um dispositivo médico terapêutico que inclui uma cobertura de material poroso ou semiporoso pode permitir a formação de uma camada endotelial sobre a superfície porosa do lado de contato com o sangue do dispositivo médico. A formação de uma camada endotelial sobre uma superfície, ou endotelização, pode aumentar a biocompatibilidade de um dispositivo implantado. Por exemplo, um stent que permite a formação do endotélio sobre o diâmetro interno (superfície de contato com o sangue) do stent pode, ainda, promover cura na região terapêutica e/ou ter viabilidade em mais longo prazo. Por exemplo, um stent revestido com células endoteliais pode ser mais consistente com os lúmens corporais circundantes, resultando assim em fluxo sanguíneo menos turbulento ou um risco reduzido de trombose, ou a formação de coágulos sanguíneos. Um stent que permite a formação de uma camada endotelial sobre a

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10/96 superfície interna do stent pode, portanto, ser particularmente biocompatível, resultando em menos trauma no ponto de aplicação, menos efeitos colaterais, e/ou viabilidade do dispositivo em prazo mais longo. Os dispositivos médicos que incluem uma cobertura de material poroso ou semiporoso podem ser configurados para inibir ou reduzir as respostas inflamatórias pelo corpo contra o lado de contato com o tecido do dispositivo médico, por exemplo. Mecanismos como uma resposta inflamatória pelo corpo contra o dispositivo médico podem estimular, agravar, ou encorajar resultados negativos, como hiperplasia neointimal. Por exemplo, um dispositivo configurado para permitir o crescimento interno de tecido e/ou o crescimento ou fixação de células endoteliais sobre o lado de contato com o sangue do dispositivo pode reduzir a probabilidade de características de fluxo negativas e coagulação do sangue. De maneira similar, um dispositivo assim configurado pode mitigar a resposta inflamatória do corpo contra o material sobre, por exemplo, o lado de contato com o tecido ou de não contato com o sangue do dispositivo. Mediante a modulação da resposta inflamatória gerada, resultados negativos, como a presença de macrófagos inflamatórios bioativos e células gigantes estranhas ao corpo podem ser reduzidos. Isto pode ajudar a reduzir a cadeia química de respostas que podem encorajar a formação da cápsula fibrosa circundando o dispositivo e eventos que estimulam a hiperplasia neointimal.

[065] Materiais fiados por rotação, como aqueles aqui descritos, podem ser usados para compreender porções de dispositivos médicos, como stents, emplastros, enxertos, e assim por diante. A presente descrição é aplicável a qualquer dispositivo médico implantável, não obstante quaisquer exemplos específicos incluídos abaixo. Em outras palavras, embora dispositivos médicos particulares, como stents ou emplastros, possam ser mencionados na descrição e nos exemplos abaixo, a descrição também é aplicável analogamente a outros dispositivos médicos, como aqueles que compreendem uma cobertura ou camada de material polimérico.

[066] Em algumas modalidades, nanofibras (e/ou microfibras) fiadas por

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11/96 rotação podem ser configuradas para permitir interação com estruturas corporais em nanoescala (e/ou microescala), como células endoteliais. A fiação por rotação referese, em geral, a processos que envolvem a expulsão de material fluxível a partir de um ou mais orifícios, sendo que o material forma fibras que são subsequentemente depositadas sobre um coletor. Exemplos de materiais fluxíveis incluem dispersões, soluções, suspensões, líquidos, material fundido ou semifundido, e outros materiais fluidos ou semifluidos. Em algumas modalidades, os processos de fiação por rotação são completados na ausência de um campo elétrico.

[067] Por exemplo, uma modalidade de um processo de fiação por rotação compreende o carregamento de uma solução ou dispersão de polímero dentro de um recipiente ou uma fiandeira configurada com orifícios na circunferência externa da fiandeira. A fiandeira é então girada, fazendo com que o material fluxível (através de uma combinação de forças centrífugas e hidrostáticas, por exemplo) seja expelido dos orifícios. O material pode, então, formar um jato ou corrente que se estende a partir do orifício, com forças de arrasto que tendem a fazer com que a corrente de material se alongue em uma fibra de pequeno diâmetro. As fibras podem, então, ser depositadas sobre um aparelho de coleta. Métodos e sistemas exemplificadores para fiação por rotação podem ser encontrados na publicação de patente US n° US2009/0280325, intitulada Methods and Apparatuses for Making Superfine Fibers, que está aqui incorporada a título de referência, em sua totalidade.

[068] A fiação por rotação pode ser configurada para criar malhas, tubos, ou outras estruturas compostas de fibras alongadas, incluindo nanofibras (isto é, fibras que são menores que um mícron de diâmetro) ou microfibras (isto é, fibras que estão entre um mícron e um milímetro de diâmetro). Em alguns casos as fibras podem ser dispostas aleatoriamente, enquanto em outras modalidades o alinhamento ou orientação das fibras pode ser um pouco controlado ou pode seguir uma tendência ou padrão geral. Independentemente de qualquer padrão ou grau de alinhamento da fibra,

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12/96 uma vez que as fibras são depositadas sobre um coletor ou sobre fibras anteriormente depositadas; as fibras não são tecidas, mas ao invés disso, são depositadas de forma seriada sobre o coletor ou outras fibras. Pelo fato de a fiação por rotação poder ser configurada para criar uma variedade de estruturas, como usado aqui, os termos malha ou malha ou material de não tecido se destina para ser amplamente considerado como se referindo a qualquer uma de tais estruturas fiadas por rotação, incluindo tubos, esferas, e assim por diante.

[069] A presente descrição está relacionada a dispositivos médicos que podem ter, em certas modalidades, uma armação de metal coberta com ao menos uma camada de material fiado por rotação, como politetrafluoretileno (PTFE) fiado por rotação. Adicionalmente, a presente descrição está relacionada a dispositivos médicos formados por materiais fiados por rotação que podem não ter estruturas de armação ou ter estruturas de armação que não são feitas de metal. Será entendido que, embora estruturas e coberturas particulares sejam descritas a seguir, qualquer elemento da armação ou cobertura descrita a seguir pode ser combinado com qualquer outro elemento apresentado sem que se afaste do escopo da presente descrição.

[070] As Figuras 1A, 1B, 2A e 2B ilustram esquematicamente determinadas modalidades de aparelhos de fiação por rotação. As Figuras 3A e 3B ilustram uma modalidade de um dispositivo médico coberto. As Figuras 4A a 4E ilustram determinadas etapas em um processo de fabricação de uma construção em múltiplas camadas de materiais fiados por rotação. A Figura 5 ilustra uma modalidade de um dispositivo médico que inclui braçadeiras em cada extremidade de um stent. As Figuras 6 a 10 ilustram aspectos de estruturas configuradas para uso com relação aos dispositivos médicos. Finalmente, as Figuras 11A a 19 são micrografias eletrônicas de varredura (MEVs) de materiais fiados por rotação exemplificadores. Novamente, independentemente de se um dispositivo médico ilustrado em qualquer figura particular é ilustrado com uma cobertura ou revestimento particular, ou sem qualquer cobertura ou

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13/96 revestimento, qualquer modalidade de um dispositivo médico pode ser configurada com qualquer uma das combinações de coberturas ou revestimentos aqui mostrados ou descritos.

[071] A Figura 1A ilustra um aparelho de fiação por rotação 101. Esta figura, assim como as Figuras 1B, 2A, e 2B discutidas abaixo, se destinam a ilustrar esquematicamente a operação de um aparelho de fiação por rotação, e não se destinam a limitar a estrutura, o formato, ou o arranjo específico dos componentes do aparelho de fiação por rotação dentro do escopo desta descrição. O aparelho ilustrado 101 compreende uma fiandeira 110 disposta próximo do centro de um coletor genericamente circular 115. Na modalidade ilustrada, o coletor 115 forma um anel em torno da fiandeira 110. A fiandeira 110 compreende, adicionalmente, orifícios 117 localizados em torno da circunferência da fiandeira 110 e um reservatório 118.

[072] O aparelho 101 pode ser usado para criar uma malha de fibras fiadas por rotação depositadas no coletor 115. Em algumas modalidades, o coletor 115 pode ser configurado de modo que estruturas como hastes, tubos, ou esferas de fibras fiadas por rotação sejam criadas.

[073] Em algumas modalidades, o aparelho 101 pode ser usado para criar uma malha de fibras fiadas por rotação por primeiro encher o reservatório 118 com um material fluxível. Em alguns casos, dispersões de polímero, incluindo dispersões aquosas ou soluções de polímero, podem ser usadas. A fiandeira 110 pode, então, ser girada de modo que a dispersão, ou outro material fluxível, seja forçada para fora dos orifícios 117, conforme ilustrado pelas setas na Figura 1A. Moléculas, incluindo cadeias poliméricas, podem tender a desembaraçar e/ou alinhar quando o material é forçado através do orifício. Adicionalmente, em algumas modalidades, o orifício 117 compreende uma agulha ou bocal que se estende da circunferência externa da fiandeira 110. Ainda adicionalmente, em algumas modalidades, o orifício 117 pode compreender uma cânula configurada com uma conexão rápida, como uma conexão luer,

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14/96 que permite a troca rápida de vários tamanhos de cânula.

[074] Conforme a dispersão é expelida do reservatório 118, forças de arrasto ou outras forças aerodinâmicas que agem sobre a corrente ou jato de material podem fazer com que a corrente de dispersão se alongue e flexione, formando uma fibra de material com diâmetro relativamente pequeno. Em alguns casos, o arrasto pode ser uma força de cisalhamento com relação à corrente. Adicionalmente, determinados componentes da dispersão, como o meio de dispersão ou solvente, podem evaporar parcialmente ou completamente quando o material é estirado em fibras. Em modalidades que usam materiais fluxíveis que não têm nenhum solvente, como um material fundido, pode não haver evaporação quando o material é estirado em fibras.

[075] As fibras eventualmente entram em contato com o coletor e são depositadas no coletor 115. A combinação de forças descritas acima pode interagir quando as fibras são depositadas, fazendo com que as fibras sejam dispostas em padrões aleatórios no coletor 115. Em algumas modalidades, correntes de ar podem ser introduzidas (por exemplo, através do uso de ventoinhas) para controlar parcialmente a deposição das fibras sobre o coletor 115.

[076] Em modalidades que usam determinados materiais fluxíveis, as fibras podem, então, ser removidas do coletor 115 e sinterizadas, ou sinterizadas e então removidas. Por exemplo, a sinterização pode ser aplicável a fibras de PTFE, incluindo fibras de PTFE fiadas a partir de uma dispersão. O processo de sinterização pode ajustar ou ligar a estrutura da malha e remover qualquer água ou outro meio de dispersão ou solvente restante.

[077] Em algumas modalidades, a malha pode ser tratada em uma primeira temperatura para remover solventes e uma segunda temperatura para sinterizar a malha. Por exemplo, uma malha de PTFE fiada a partir de uma dispersão aquosa pode ser primeiro tratada em uma temperatura abaixo da temperatura de sinterização do PTFE de modo a remover qualquer água remanescente. Por exemplo, a malha

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15/96 pode ser aquecida até cerca de 200 graus C para remover qualquer água restante na malha. Adicionalmente, outros materiais como solventes ou agentes de fiberização podem ser evaporados ou removidos de outro modo neste estágio. Em algumas modalidades - conforme detalhado adicionalmente abaixo - uma dispersão de PTFE pode ser misturada com poli(óxido de etileno) (PEO) antes da fiação por rotação da malha. Conforme também discutido nos exemplos abaixo, concentrações de PEO em uma dispersão de PTFE a 60%, em peso, de cerca de 0,04 g/ml a cerca de 0,12 g/ml, incluindo de cerca de 0,06 g/ml a cerca de 0,08 g/ml, podem ser usadas em algumas modalidades. Em alguns casos, concentrações muito altas ou muito baixas de PEO podem levar ao encolhimento durante a sinterização ou pulverização catódica durante a fiação por rotação do material.

[078] O tratamento da malha fiada em temperaturas como 200 graus C pode forçar para fora o PEO remanescente assim como a água. Em algumas modalidades, a malha de PTFE pode, então, ser sinterizada a cerca de 385 graus C. Em outras modalidades, a sinterização do PTFE pode ser completada em temperaturas de cerca de 360 graus C a cerca de 400 graus C, e/ou em temperaturas acima do ponto de fusão cristalino do PTFE (cerca de 342 graus C). Em outros casos, a malha pode ser aquecida apenas até a temperatura de sinterização, removendo a água restante e/ou PEO enquanto o PTFE é simultaneamente sinterizado. Adicional ou alternativamente, em algumas modalidades, solventes ou outros materiais podem ser removidos por enxágue da malha.

[079] A sinterização pode ajustar a estrutura da malha mesmo se a temperatura na qual o material é sinterizado não for suficiente para causar articulação das cadeias poliméricas. A sinterização de PTFE pode criar fibras de PTFE sólidas e sem espaços vazios.

[080] A Figura 1B é uma vista superior do aparelho de fiação por rotação 101 da Figura 1A, ilustrando a fiandeira 110, o coletor 115, e o reservatório 118. Na

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16/96 ilustração da Figura 1B trajetórias arqueadas potenciais das correntes de material interagindo com forças de arrasto são ilustradas pelas setas e linhas pontilhadas. Estas linhas são exemplificadoras e não se destinam a mostrar a trajetória precisa das fibras. Em muitas modalidades, as fibras podem dar uma volta completa em torno da fiandeira 110 antes de entrar em contato com o coletor 115, incluindo modalidades nas quais a trajetória da fibra circunda a fiandeira 110 mais de uma vez antes de entrar em contato com o coletor 115.

[081] A distância entre a fiandeira 110 e o coletor 115 pode afetar o diâmetro das fibras. Em algumas modalidades, quanto maior forem as fibras extraídas antes do contato com o coletor 115, menor serão os diâmetros das fibras resultantes. De maneira similar, distâncias menores podem ser configuradas para produzir fibras de maior diâmetro.

[082] Processos como os processos exemplificadores descritos acima podem ser usados para criar estruturas compreendidas de fibras de pequeno diâmetro, inclusive nanofibras. A malha de fibra pode, então, ser incorporada em um dispositivo médico configurado para implantação no corpo humano. Algumas destas estruturas, incluindo estruturas de nanofibra, podem ser configuradas para permitir o crescimento interno do tecido e/ou o crescimento endotelial ou fixação à malha. Por exemplo, a malha pode ser configurada com aberturas dentro das fibras ou estruturas similares configuradas para permitir interação com o tecido e/ou as células. Conforme detalhado adicionalmente abaixo, o percentual de porosidade de uma malha de fibra, a espessura da malha, e o diâmetro das fibras que compreendem a malha podem ser, cada um, configurados para criar uma malha de fibra com as propriedades desejadas, inclusive malhas que tendem a permitir ou resistir ao crescimento interno do tecido e/ou ao crescimento ou fixação endotelial.

[083] Inúmeras variáveis podem ser controladas para afetar as propriedades de uma malha fiada por rotação. Algumas destas variáveis incluem: a velocidade de

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17/96 rotação da fiandeira; a viscosidade da solução, dispersão, ou outro material fluxível; a temperatura da fiandeira; correntes de ar introduzidas; a espessura da malha; e assim por diante. No caso de fibras fiadas a partir de material fundido, o índice de fluidez (MFI) do material pode também afetar a natureza da malha fiada. Em algumas modalidades, materiais com um MFI de cerca de 1 g/10 min a cerca de 5.000 g/10 min, incluindo de cerca de 200 g/10 min a cerca de 1500 g/10 min e de cerca de 10 g/10 min a cerca de 30 g/10 min, tenderão a formar fibras quando fiados.

[084] Em outras modalidades, uma malha fiada por rotação pode ser configurada para resistir ao crescimento interno de tecido para dentro ou através da malha. Em tais modalidades, a malha pode ser configurada com poros muito pequenos, ou essencialmente sem poros, impedindo assim o crescimento interno do tecido para dentro ou através da malha. Determinados dispositivos médicos podem ser construídos parcialmente com materiais fiados por rotação configurados para permitir o crescimento interno de tecido e/ou o crescimento ou fixação endotelial e parcialmente com materiais fiados por rotação configurados para resistir ao crescimento interno e/ou a fixação de tecido. As características da malha de fibra fiada por rotação, como porosidade e tamanho médio de poro, podem ser controladas durante o processo de fiação por rotação para criar determinadas malhas que permitem o crescimento interno do tecido e/ou o crescimento ou fixação endotelial e outras malhas que resistem ou são impermeáveis ao crescimento interno e/ou à fixação do tecido.

[085] Em algumas modalidades, uma dispersão de PTFE pode ser usada para fiar por rotação uma malha ou uma outra estrutura compreendida de nanofibras de PTFE. Além disso, em algumas modalidades exemplificadoras, o PEO pode ser adicionado à dispersão de PTFE antes da fiação por rotação do material. O PEO pode ser adicionado como o agente de fiberização para ajudar na formação de fibras de PTFE dentro da dispersão ou durante o processo da fiação por rotação do material. Em alguns casos, o PEO pode se dissolver mais facilmente na dispersão de PTFE se

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18/96 o PEO for primeiro misturado com água. Em alguns exemplos, esta solubilidade aumentada pode reduzir o tempo necessário para dissolver o PEO em uma dispersão de PTFE desde múltiplos dias até apenas 30 minutos. Após o material ser fiado por rotação sobre um coletor, o material pode, então, ser sinterizado, conforme descrito adicionalmente a seguir. Em alguns casos, o processo de sinterização tenderá a fixar ou endurecer a estrutura do PTFE. Além disso, conforme descrito acima, a sinterização pode também eliminar a água e o PEO, resultando em uma malha de PTFE substancialmente puro. Adicionalmente, conforme também descrito acima, a malha pode ser primeiro tratada por calor a uma temperatura abaixo da temperatura de sinterização do PTFE, de modo a remover água e/ou PEO da malha. Em algumas modalidades, esta etapa pode ser completada a cerca de 200 graus C.

[086] As quantidades de água, PEO, e PTFE podem ser controladas para otimizar a viscosidade, a razão de PEO/PTFE, ou outras propriedades da mistura. Em alguns casos, a adição de água ao PEO antes da mistura com a dispersão de PTFE pode ajudar a reduzir o número de pedaços sólidos na mistura, reduzir o tempo de preparação para as misturas, e reduzir o tempo necessário para a mistura combinada solubilizar.

[087] Uma variedade de materiais podem ser fiados por rotação para formar estruturas para uso em dispositivos médicos. Materiais exemplificadores que podem ser fiados por rotação para uso em dispositivos implantáveis incluem PTFE, etileno propileno fluorado (FEP), Dacron ou politereftalato de etileno (PET), poliuretanos, poliuretanos de policarbonato, polipropileno, Pebax, polietileno, polímeros biológicos (como colágeno, fibrina, e elastina), e cerâmicas.

[088] Além disso, aditivos ou agentes ativos podem ser integrados com os materiais fiados por rotação, incluindo casos nos quais os aditivos são diretamente fiados por rotação com outros materiais. Tais aditivos podem incluir materiais rádioopacos como óxido de bismuto, agentes antimicrobianos como sulfadiazina de prata,

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19/96 antissépticos como clorexidina ou prata e anticoagulantes como heparina. Aditivos ou componentes orgânicos podem incluir fibrina e/ou colágeno. Em algumas modalidades, uma camada de fármacos ou outros aditivos pode ser adicionada a um dispositivo fiado por rotação durante a fabricação. Adicionalmente, alguns dispositivos podem ser construídos com uma combinação de componentes sintéticos, componentes orgânicos, e/ou ingredientes ativos incluindo fármacos, inclusive modalidades em que um dispositivo é compreendido de camadas alternadas destes materiais. Além disso, em algumas modalidades um dispositivo médico pode consistir em camadas de materiais fiados por rotação configuradas para controlar a liberação de uma droga ou outra camada ativa disposta entre tais camadas. As camadas ou ingredientes ativos como fármacos ou outros agentes ativos podem ser configuradas para reduzir ou modificar ou influenciar de outro modo a resposta biológica do corpo à implantação do dispositivo médico.

[089] Adicionalmente, em algumas modalidades, o material suprido para o reservatório 118 pode ser suprido continuamente (por exemplo, por uma linha de alimentação), incluindo modalidades nas quais o reservatório é pressurizado ou suprido por uma fonte pressurizada. Adicionalmente, em algumas modalidades, o material pode ser aquecido próximo ou acima de seu ponto de fusão antes da fiação por rotação, incluindo modalidades nas quais o material é fundido e não disperso em um solvente. Desta forma, em algumas modalidades, o material fundido da fiação por rotação não inclui o uso de solventes; portanto, não há necessidade de remover solventes da malha em uma etapa posterior no processo. Em alguns casos, o material pode ser suprido ao reservatório como péletes que são aquecidos e fundidos dentro do reservatório.

[090] Ainda adicionalmente, em alguns casos, o coletor 115 pode ter uma carga eletrostática. Adicionalmente, em algumas modalidades, estruturas fiadas por rotação podem ser combinadas com estruturas eletrofiadas, incluindo modalidades

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20/96 nas quais algumas camadas de material são fiadas por rotação e algumas são eletrofiadas, mas ambas são depositadas sobre o mesmo substrato ou construção. A eletrofiação e seu uso com relação a dispositivos médicos são descritos no pedido de patente US n° 13/360.444, depositado em 27 de janeiro de 2012 e intitulado Electrospun PTFE Coated Stent and Method of Use, o qual está aqui incorporado a título de referência, em sua totalidade.

[091] Com relação especificamente às Figuras 2A e 2B, uma outra modalidade esquemática de um aparelho de fiação por rotação 201 é ilustrada. As Figuras 2A e 2B ilustram um aparelho análogo àquele mostrado nas Figuras 1A e 1B. Será entendido pelo elemento versado na técnica que tem o benefício desta descrição que componentes análogos dos dois aparelhos podem ser intercambiáveis e que a descrição fornecida com relação a cada modalidade pode ser aplicável ao outro e vice versa.

[092] A Figura 2A é uma vista em perspectiva do aparelho de fiação por rotação 201 enquanto a Figura 2B é uma vista superior do mesmo. O aparelho de fiação por rotação 201 inclui uma fiandeira 210 que compreende um reservatório 218 e orifícios 217. Em comparação ao aparelho 101 das Figuras 1A e 1B, na modalidade das Figuras 2A e 2B o coletor 115 é configurado como uma pluralidade de mandris cilíndricos 216. Desta forma, nas Figuras 2A e 2B a pluralidade de mandris 216 é coletivamente designada como um coletor 215, mas individualmente designada pelo numeral 216. O termo coletor, como usado com relação às Figuras 1A a 2B, e indicado pelos numerais 115 e 215, tem por objetivo se referir amplamente a qualquer dispositivo ou aparelho de coleta sem definir um tamanho, formato, ou orientação particular. Por exemplo, em algumas modalidades, o coletor pode ser configurado como um anel, como o coletor 115 ilustrado nas Figuras 1A e 1B. Em outras modalidades, o coletor 215 pode ser uma pluralidade de cilindros, conforme mostrado nas Figuras 2A e 2B. Em ainda outras modalidades, o coletor pode compreender uma correia giratória (não mostrada), configurada para facilitar a fiação por rotação de uma folha contínua de

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21/96 material.

[093] Modalidades configuradas para formar uma folha contínua de material fiado por rotação podem ser configuradas para produzir malhas, incluindo malhas de cerca de um metro a cerca de 9 metros de largura, como malhas de cerca de 3 metros de largura. Além disso, malhas de cerca de um pé de largura até cerca de um metro de largura (assim como malhas maiores ou menores) podem ser formadas. Em alguns casos, um forno de sinterização pode ser posicionado de modo que quando a malha se move para longe da fiandeira (na correia) a malha entra no forno e é sinterizada. A malha sinterizada pode, então, ser coletada sobre uma bobina. Adicionalmente, em algumas modalidades, toda a bobina pode, então, ser cortada em larguras menores, formando fitas de material. Por exemplo, fitas de cerca de 0,25 cm de largura até cerca de 5,08 cm de largura (cerca de 0,1 polegada de largura até cerca de 2 polegadas de largura) podem ser formadas. Tais fitas podem ser usadas para a construção de dispositivos tubulares por enrolar as fitas em torno de um mandril. As tiras podem se sobrepor e/ou podem ser enroladas de modo que o tubo formado não tenha uma junção distinta ao longo do comprimento do tubo. Em alguns casos, a malha pode ser enrolada em múltiplas camadas em torno do mandril. Adicionalmente, a malha formada pode ser relativamente fina, ou semelhante a um filme. A espessura da cobertura formada sobre o mandril (e outras características como porosidade) pode ser controlada pelo número de camadas de filme enrolado sobre o mandril.

[094] Em algumas modalidades, dispositivos médicos tubulares fiados por rotação, como stents, podem compreender uma ou múltiplas bifurcações ou ramificações. Desta forma, dispositivos médicos que compreendem um único lúmen que se divide ou bifurca em dois ou mais lúmens estão dentro do escopo desta descrição. De modo semelhante, dispositivos médicos compreendendo um lúmen principal com um ou múltiplos lúmens de ramificação que se estendem a partir da parede do lúmen principal estão dentro do escopo desta descrição. Por exemplo, um stent torácico Petição 870190063962, de 08/07/2019, pág. 34/114

22/96 configurado para implantação dentro da aorta - pode compreender um lúmen principal configurado para ser disposto na aorta e lúmens de ramificação configurados para se estenderem para dentro dos vasos de ramificação que se originam na aorta. De maneira similar, em algumas modalidades, tais stents podem ser alternadamente configurados com orifícios de acesso no lúmen principal configurados para permitir acesso (possivelmente para a colocação de um stent adicional) e fluxo do vaso principal para quaisquer vasos ramificados que se estendem dali.

[095] Em algumas modalidades, um dispositivo médico bifurcado pode ser produzido criando-se primeiro um mandril bifurcado no qual as porções do mandril bifurcado são removíveis da porção do mandril que coincide com o lúmen principal. A perna ou porções de ramificação do mandril podem ser separadas a 180 graus com um eixo de rotação comum. Desta forma, em algumas modalidades, todo o mandril pode formar um formato de T. O mandril inteiro pode, então, ser girado ao redor do eixo das porções de perna e das fibras fiadas por rotação coletadas nas porções de perna do mandril. O mandril pode, então, ser orientado a girar ao redor do eixo da porção do lúmen principal do mandril, e quaisquer fibras indesejadas dispostas durante a rotação nas porções de perna bifurcadas podem ser retiradas. O mandril pode, então, ser girado ao redor do eixo da porção do lúmen principal e das fibras coletadas na porção do lúmen principal do mandril. O mandril inteiro pode, então, ser colocado em um forno e sinterizado. As porções do mandril associadas com as pernas bifurcadas podem, então, ser removidas das porções de perna ou ramificação do dispositivo, e a única porção de mandril do lúmen subsequentemente removida do dispositivo fiado. O dispositivo pode, então, ser colocado sobre ou dentro de uma estrutura, tal como uma estrutura do stent. Um revestimento de imersão ou de filme (tal como de FEP ou PTFE) pode, então, ser aplicado sobre a construção para criar uma camada externa impermeável e/ou para unir adicionalmente a estrutura à porção fiada do dispositivo.

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23/96 [096] Em qualquer uma das modalidades exemplificadoras ou métodos aqui apresentados, nos casos em que as nanofibras são formadas de PTFE, a temperatura de sinterização pode ser de cerca de 360 graus C a cerca de 400 graus C, inclusive em temperaturas de cerca de 385 graus C ou a temperaturas acima da temperatura de fusão cristalina do PTFE, ou cerca de 342 graus C. De maneira similar, para outros materiais, a sinterização pode ser feita a uma temperatura maior ou igual à temperatura de fusão cristalina de outros polímeros fiados. Novamente, tanto antes quanto como parte do processo de sinterização, o tratamento por calor pode ser configurado para remover PEO e/ou água, nos casos em que o PTFE ou outro polímero foi combinado com estes elementos antes da fiação da malha.

[097] Na modalidade das Figuras 2A e 2B, os mandris 216 podem ser dispostos ao redor da fiandeira 210 em uma configuração genericamente circular. Em algumas modalidades, os mandris 216 podem ser estacionários enquanto em outras modalidades os mandris 216 podem ser configurados para girar em torno de seus eixos. Em algumas destas modalidades, os mandris 216 podem ser, cada um, direcionados pela mesma correia, permitindo a cada um manter a mesma velocidade de rotação. Em outras modalidades, alguns ou todos dentre os mandris 216 podem ser direcionados independentemente.

[098] Na modalidade ilustrada, os mandris 216 são dispostos verticalmente, ou de modo que o eixo de cada mandril seja substancialmente paralelo ao eixo de rotação da fiandeira. Em uma outra modalidade exemplificadora, um ou mais dos mandris 216 podem estar dispostos horizontalmente, ou de modo que o eixo geométrico daqueles mandris seja substancialmente ortogonal ao eixo de rotação da fiandeira. Em algumas modalidades, o eixo do mandril 216 pode ser genericamente paralelo aos eixos das fibras sendo fiadas. Os mandris dispostos horizontalmente 216 podem ser configurados para produzir malhas tendo geralmente menos alinhamento de fibra do que os mandris verticais. Os mandris horizontais podem, ainda, ser configurados para

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24/96 produzir malhas com espessura relativamente uniforme em torno do mandril.

[099] Em adição ao mandris horizontais, modalidades adicionais podem compreender mandris dispostos em qualquer posição relativa com relação ao eixo da fiandeira. Mandris montados em qualquer disposição podem ser configurados como dispositivos de coleta estacionários ou configurados para girar. Adicionalmente, combinações de mandris em uma variedade posições podem ser usadas simultaneamente. Além disso, em algumas modalidades um ou mais mandris 216 podem ser configurados para uso com relação a um sistema de vácuo. Por exemplo, as aberturas na superfície do mandril, como mandris microporosos 216, podem tender a estirar as fibras em direção ao mandril nos casos em que o interior do mandril 216 tem pressão menor do que o exterior do mandril 216.

[0100] Em modalidades nas quais os mandris 216 giram, o movimento de rotação de cada mandril 216 pode tender a depositar as fibras em torno de toda a superfície do mandril. Desta forma, enquanto as fibras são depositadas sobre cada mandril 216, um tubo sem junção de material de nanofibra pode se formar em cada mandril 216. A densidade das fibras, a espessura da malha, e outras características podem ser controladas por variáveis tais como a distância da fiandeira 210 até os mandris 216, a velocidade de rotação da fiandeira 210, a velocidade de rotação dos mandris 216, a orientação dos mandris 216, as características da solução sendo fiada, e assim em diante. Em alguns casos, malhas de material fiado por rotação formadas em um mandril de fiação 216 podem então compreender uma membrana tubular que não tem junção e propriedades substancialmente isotrópicas. Em alguns casos, o mandril de coleta 216 pode girar a taxas entre cerca de 1 RPM e cerca de 2.000 RPM durante o processo de fiação por rotação, incluindo taxas de cerca de 1.000 RPM a cerca de 1.500 RPM, incluindo cerca de 1.500 RPM, ou cerca de 50 RPM a cerca de 300 RPM, incluindo cerca de 150 RPM. Em alguns casos, a velocidade de rotação de um ou mais mandris de coleta pode estar relacionada à taxa na qual o aparelho produz fibras.

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Por exemplo, em algumas modalidades, uma velocidade de rotação mais rápida do mandril pode estar correlacionada com taxas de produção totais de fibra mais elevadas para o aparelho.

[0101 ] Além disso, o controle da velocidade de rotação dos mandris 216 pode influenciar tanto a densidade da malha formada sobre os mandris 216 quanto o alinhamento geral das fibras na malha. Por exemplo, em algumas modalidades que usam mandris verticais, quanto mais rápido o mandril 216 está girando, mais as fibras podem tender a serem depositadas em linha com outras fibras. Adicionalmente, a densidade relativa das fibras, por exemplo, conforme medido pelo percentual de porosidade, pode ser controlada, em parte, pela velocidade de rotação dos mandris 216. As Figuras 13A a 14B, discutidas abaixo, são MEVs de malhas exemplificadoras fiadas por rotação sobre mandris giratórios.

[0102] Conforme detalhado adicionalmente com relação às Figuras 4A a 4E, uma vez que as fibras são fiadas por rotação sobre os mandris 216, as fibras podem ser sinterizadas. Em algumas modalidades, uma estrutura de armação, como um fio de stent, pode também estar sobre o mandril 216, e as nanofibras fiadas por rotação diretamente sobre o mandril 216 e estrutura de armação.

[0103] As Figuras 3A e 3B ilustram um dispositivo médico exemplificador: um stent 302. O stent 302 compreende uma estrutura de armação 320 e uma cobertura que compreende uma camada interna 325, uma camada externa 330, e uma camada de fixação 335. Em outras modalidades, uma cobertura do stent pode ter mais ou menos camadas do que a modalidade ilustrada, incluindo modalidades com apenas uma camada de cobertura. Novamente, a descrição aqui mencionada no que diz respeito a dispositivos médicos específicos, como stents, pode também ser aplicável a outros dispositivos médicos.

[0104] A cobertura do stent 302 da Figura 3A compreende uma extremidade plana 321 e uma extremidade recortada 322. Na extremidade plana 321 da

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26/96 modalidade ilustrada, a cobertura do stent 302 é cortada substancialmente perpendicular ao eixo longitudinal do stent 302. Na extremidade recortada 322, a cobertura do stent 302 compreende porções seccionadas ou recortadas na extremidade do stent 302. As extremidades recortadas podem ser configuradas para reduzir o dobramento para dentro da cobertura do stent nas extremidades. Por exemplo, em alguns casos, um stent pode ter um diâmetro maior do que um vaso no qual ele é instalado. Desta forma, o vaso pode parcialmente comprimir o stent radialmente. Em alguns casos, esta compressão radial pode criar dobras ou vincos nas coberturas planas cortadas do stent. Estas dobras podem, então, impedir o fluxo sanguíneo ou levar a coagulação dentro do vaso. As extremidades recortadas podem reduzir a ocorrência de dobramento para dentro na extremidade de um stent comprimido radialmente. Está dentro do escopo desta descrição o uso de qualquer tipo de extremidade em qualquer extremidade de qualquer stent.

[0105] As membranas compostas por malhas fiadas por rotação podem ter uma microestrutura composta por muitas fibras que se cruzam em vários pontos aleatórios. O processo de fiação por rotação pode controlar a espessura desta estrutura e assim, a permeabilidade relativa da malha. Quando mais e mais fibras são fiadas por rotação sobre uma malha, a malha pode aumentar sua espessura e pode reduzir sua permeabilidade (devido a camadas sucessivas de fitas ocluindo os poros e aberturas das camadas abaixo). Determinados detalhes desta microestrutura são mostrados nas Figuras 11A a 19, que são discutidas em mais detalhes abaixo.

[0106] As malhas produzidas com relação à presente descrição podem ser descritas por três parâmetros gerais: percentual de porosidade, espessura da malha, e diâmetro da fibra. Cada um destes parâmetros pode afetar a natureza da malha, incluindo a tendência da malha de permitir o crescimento interno de tecido e/ou a fixação endotelial ou a tendência da malha para resistir ao crescimento interno de tecido ou fixação endotelial. Cada um destes parâmetros pode ser otimizado um em

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27/96 relação ao outro para criar uma malha que tem características particulares.

[0107] O percentual de porosidade se refere ao percentual de espaço aberto em relação ao espaço fechado (ou espaço preenchido pelas fibras) em uma malha de fibras. Desta forma, quanto mais aberta é a malha, maior é o percentual de medição da porosidade. Em alguns casos, o percentual de porosidade pode ser determinado, primeiro, pela obtenção de uma imagem, tal como uma imagem de microscopia eletrônica de varredura (MEV), de um material fiado por rotação. A imagem pode, então, ser convertida em uma imagem binária, ou uma imagem mostrando apenas porções em preto e branco, por exemplo. Uma imagem binária pode, então, ser analisada e o percentual de porosidade determinado mediante a comparação dos números relativos de cada tipo de pixel binário. Por exemplo, uma imagem pode ser convertida em uma imagem em preto e branco, sendo que as porções em preto representam vãos ou orifícios na malha fiada por rotação enquanto que as porções brancas representam as fibras da malha. O percentual de porosidade pode, então, ser determinado mediante a divisão do número de pixels pretos pelo número de pixels totais na imagem. Em alguns casos, um código ou roteiro pode ser configurado para fazer estas análises e cálculos.

[0108] Em algumas modalidades, percentuais de porosidade de cerca de 30% a cerca de 80% podem ser configurados para permitir crescimento interno de tecido na camada e/ou permitir o crescimento endotelial ou fixação sobre a camada, incluindo malhas com cerca de 40% a cerca de 60%, malhas com cerca de 45% a cerca de 50%, ou malhas com cerca de 50% de porosidade. Camadas menos abertas podem ser configuradas para resistir a tal crescimento interno e/ou fixação. Pelo fato de as fibras que compreendem a malha serem depositadas em camadas sucessivas, o segundo parâmetro, a espessura da malha, pode estar relacionado com a porosidade. Em outras palavras, quanto mais espessa for a malha, mais camadas de fibras ela terá e menos porosa ela pode ser. Em algumas modalidades, malhas de cerca de 20

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28/96 micrômetros a cerca de 100 micrômetros podem ser configuradas para uso com relação à presente descrição, incluindo malhas de cerca de 40 micrômetros a cerca de 80 micrômetros. Finalmente, o terceiro parâmetro, o diâmetro da fibra, pode ser uma medição do diâmetro médio da fibra de uma amostra em alguns casos. Em algumas modalidades, diâmetros das fibras de cerca de 50 nanômetros a cerca de 3 micrômetros podem ser usados com relação à presente descrição. Apesar destas ou outras faixas específicas incluídas na presente invenção, está dentro do escopo desta descrição configurar uma malha com qualquer combinação de valores para os dados parâmetros.

[0109] Em algumas modalidades, o tamanho médio de poro da malha pode ser usado como uma alternativa ou uma medição adicional das propriedades da malha. A microestrutura complexa e aleatória das malhas fiadas por rotação apresenta um desafio para a medição direta do tamanho médio de poro da malha. O tamanho médio de poro pode ser determinado indiretamente mediante a medição da permeabilidade da malha a fluidos com o uso de técnicas de teste e instrumentos conhecidos. Quando a permeabilidade é determinada, esta medição pode ser usada para determinar um tamanho de poro eficaz da malha fiada por rotação. Como usado aqui, o tamanho de poro de uma malha fiada por rotação se refere ao tamanho de poro de uma membrana que corresponde à permeabilidade da malha fiada por rotação quando medida usando o padrão ASTM F316 para a medição de permeabilidade. Este padrão é descrito na publicação ASTM F316 Standard Test Methods for Pore Size Characteristics of Membrane Filters by Bubble Point and Mean Flow Pore Test, que está aqui incorporado, por referência. Em alguns casos este teste pode ser usado como um controle de qualidade após configurar uma malha com base nos três parâmetros (percentual de porosidade, espessura, e diâmetro da fibra) discutidos acima.

[0110] Em algumas aplicações, pode ser desejável criar um dispositivo médico como o stent 302 com uma camada externa 330 que é substancialmente

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29/96 impermeável. Tal camada pode reduzir a incidência de crescimento do tecido do lúmen que circunda o stent para dentro dele ou de fixação do mesmo ao stent. Isto pode ser desejável em aplicações nas quais o stent é usado para tratar estenose ou outras oclusões; uma camada externa impermeável pode impedir o crescimento do tecido para dentro ou através do material em direção ao, ou para dentro do, lúmen do stent e rebloqueio ou restrição do lúmen do corpo. Em algumas modalidades, uma camada externa substancialmente impermeável pode ser produzida usando malhas fiadas por rotação com um percentual de porosidade de cerca de 0% a cerca de 50%, incluindo de cerca de 25%; uma espessura de cerca de 20 micrômetros a cerca de 100 micrômetros, incluindo de cerca de 40 micrômetros a cerca de 80 micrômetros; e diâmetros das fibras de cerca de 50 nanômetros a cerca de 3 micrômetros.

[0111] Adicional ou alternativamente, uma malha substancialmente impermeável pode ter um tamanho médio de poro de cerca de 0 mícrons a cerca de 1,5 mícrons. Em outras modalidades, a camada impermeável pode ter um tamanho médio de poro menor que cerca de 0,5 mícron. Em ainda outras modalidades, a camada impermeável pode ter um tamanho médio de poro menor que cerca de 1 mícron. Em algumas modalidades, a camada impermeável pode ser uma camada diferente da camada externa, como uma camada de fixação, uma camada intermediária, ou uma camada interna.

[0112] Em um exemplo, um dispositivo médico como o stent 302 pode ser coberto com uma camada interna de PTFE fiado por rotação 325 e uma camada externa de PTFE fiado por rotação 330. A camada externa 330 pode ser configurada para ser substancialmente impermeável ao crescimento interno e/ou à fixação de tecido. Em outras modalidades, a impermeabilidade do stent pode ser fornecida por uma camada de fixação 335 disposta entre a camada externa 330 e a camada interna 325. Por exemplo, uma camada substancialmente impermeável pode ser formada de FEP que é aplicado, por exemplo, como um revestimento de filme ou de imersão entre as

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30/96 camadas fiadas por rotação de PTFE. Além disso, o FEP pode ser fiado por rotação com um pequeno tamanho médio de poro para criar uma camada substancialmente impermeável. Em algumas modalidades, tanto a camada externa 330 quanto a camada de fixação 335 podem ser configuradas para serem substancialmente impermeáveis.

[0113] Revestimentos de imersão podem ser aplicados pela imersão de uma porção de uma camada ou construção em uma dispersão de polímero. Por exemplo, uma camada de PTFE pode ser revestida por imersão sobre uma construção pela adição de 20 ml de água a 50 ml de uma dispersão de PTFE a 60% em peso para diluir a dispersão. Uma malha de fibra pode, então, ser imersa na solução para revestir a malha. O revestimento por imersão pode, então, ser sinterizado a 385 graus C durante 15 minutos. Outras concentrações de dispersões de PTFE para revestimentos por imersão também estão dentro do escopo desta descrição.

[0114] Adicionalmente, uma camada de FEP pode ser revestida por imersão sobre uma construção pela adição de 20 ml de água a 50 ml de uma dispersão a 55% em peso para diluir a dispersão. Uma malha de fibra pode, então, ser imersa na solução para revestir a malha. O revestimento por imersão pode, então, ser cozido, por exemplo, a 325 graus C durante 15 minutos. Outras concentrações de dispersões de FEP para revestimentos por imersão também estão dentro do escopo desta descrição. Adicionalmente, dispersões de polímero podem ser pulverizadas ou aplicadas de outro modo sobre uma superfície (como uma malha de fibra) para revestir a superfície. Tais revestimentos podem ser tratados por calor após a aplicação.

[0115] Em algumas modalidades, mais ou menos água, por exemplo, de cerca de 10 ml a cerca de 50 ml, pode ser adicionada a quantidades e concentrações similares das dispersões de imersão acima para diluir as dispersões. Adicionalmente, substâncias diferentes de, ou em adição a, água podem ser usadas para diluir uma dispersão para revestimento por imersão. Por exemplo, um tensoativo ou um solvente

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31/96 pode ser usado. Em alguns destes casos, o tensoativo ou solvente pode ser posteriormente removido da construção, incluindo modalidades onde se permite que ele evapore quando o revestimento é sinterizado ou cozido. Álcoois, glicóis, éteres, e assim em diante podem, então, ser utilizados.

[0116] Em algumas modalidades, pode ser desejável criar um dispositivo médico como um stent 302 com uma camada externa 330 que é mais porosa. Uma camada externa porosa 330 pode permitir cura e a integração da prótese no corpo. Por exemplo, tecido do lúmen circundante pode se expandir para dentro do diâmetro externo poroso ou se fixar à camada do diâmetro externo. Este crescimento interno de tecido pode permitir, modular, e/ou influenciar a cura no local da terapia. Em algumas modalidades, uma camada externa porosa 330 pode ser formada por PTFE fiado por rotação.

[0117] Em certas modalidades, uma camada interna relativamente porosa 325 pode ser desejável. Esta camada pode ou não ser usada em conjunto com uma camada externa substancialmente impermeável 330. Uma camada interna relativamente porosa pode permitir o crescimento interno de tecido e/ou a fixação ou crescimento endotelial no diâmetro interno do stent 302, o que pode ser desejável para qualquer combinação dos seguintes: cura, biocompatibilidade, prevenção de trombose, e/ou redução do fluxo sanguíneo turbulento dentro do stent. Em algumas modalidades, a camada interna pode ser compreendida de uma malha, como uma malha de PTFE fiado por rotação, que tem um percentual de porosidade de cerca de 40% a cerca de 80%, incluindo cerca de 50%; uma espessura de cerca de 20 micrômetros a cerca de 100 micrômetros, incluindo de cerca de 40 micrômetros a cerca de 80 micrômetros; e diâmetros de fibra de cerca de 50 nanômetros a cerca de 3 micrômetros.

[0118] Adicional ou alternativamente, a malha pode ser composta de uma malha fiada por rotação, como PTFE, com um tamanho médio de poro de cerca de 1 mícron a cerca de 12 mícrons, tal como de cerca de 2 mícrons a cerca de 8 mícrons,

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32/96 ou de cerca de 3 microns a cerca de 5 microns, ou alternativamente de cerca de 3,5 microns a cerca de 4,5 mícrons.

[0119] A Figura 3B ilustra uma vista em seção transversal do stent 302 da Figura 3A, novamente compreendendo uma estrutura de armação 320 e uma cobertura compreendendo uma camada interna 325, uma camada externa 330, e uma camada de fixação 335. Embora na ilustração da Figura 3B a camada de fixação 335 seja mostrada no mesmo nível que a estrutura de armação 320, a camada de fixação pode estar acima ou abaixo da armação em algumas modalidades. Adicionalmente, conforme mostrado na Figura 3B, cada camada da cobertura pode estar disposta de modo que não haja espaços vazios entre as camadas.

[0120] Em algumas modalidades, a camada de fixação 335 pode ser configurada para promover união entre a camada externa 330 e a camada interna 325. Em outras modalidades, a camada de fixação 335 pode, ainda, ser configurada para fornecer determinadas propriedades ao stent 302 como um todo, como rigidez ou resistência à tração. A camada de fixação 335 pode então ser configurada como uma camada de reforço. Em algumas modalidades, PTFE expandido (ePTFE) pode ser configurado como uma camada de reforço. O ePTFE pode ser anisotrópico, tendo propriedades diferentes em direções diferentes. Por exemplo, o ePTFE pode tender a resistir ao deslizamento na direção em que a membrana de ePTFE foi expandida. Uma camada de reforço de ePTFE pode ser orientada para aumentar a resistência, resistir ao deslizamento, ou conferir outras propriedades em uma direção particular. O ePTFE pode ser orientado de modo que a direção expandida seja alinhada com uma direção axial de um dispositivo médico, uma direção transversal, uma direção radial, em qualquer ângulo a qualquer a estas direções, e assim em diante. De maneira similar, múltiplas camadas de ePTFE podem estar dispostas para aumentar a resistência, resistir ao deslizamento, ou conferir outras propriedades em múltiplas direções. A camada de reforço pode ou não ser impermeável.

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33/96 [0121 ] Adicionalmente, em modalidades nas quais tanto a camada interna 325 quanto a camada externa 330 são de natureza porosa, a camada de fixação 335 pode ser configurada para criar uma camada impermeável entre as duas camadas porosas. Em tais modalidades, o stent pode permitir o crescimento interno do tecido, a fixação do tecido e/ou a cura em ambas as superfícies interna e externa do stent enquanto ainda impede que o tecido fora do stent cresça para dentro do lúmen e bloqueie o lúmen. Desta forma, as camadas de fixação podem ser configuradas para criar uma porção de camada intermediária de uma construção, sendo que a camada de fixação é configurada para inibir o crescimento interno de tecido para o interior da camada ou para ser impermeável à migração de tecido para ou através da camada ou para inibir substancialmente a migração do tecido.

[0122] Além disso, a camada de fixação 335 pode ser configurada para ser impermeável ou substancialmente impermeável à migração de fluido através da camada de fixação 335. Especificamente, as construções que compreendem uma ou mais camadas porosas podem permitir ao fluido cruzar a camada porosa. No caso de um dispositivo médico configurado para controlar o fluxo sanguíneo, como um enxerto, uma camada porosa pode permitir ao sangue vazar através da camada ou pode permitir que determinados componentes menores do sangue cruzem a camada enquanto componentes maiores são contidos, filtrando eficazmente o sangue. Em alguns casos, esta filtração ou ultrafiltração pode permitir que componentes como o plasma cruzem a barreira, enquanto eritrócitos são contidos, levando ao seroma. Desta forma, uma camada de fixação impermeável a fluidos pode ser configurada para conter fluido dentro de um dispositivo médico também compreendido de camadas porosas. Em alguns dispositivos, uma camada de fixação pode ser impermeável a fluidos e impenetrável ao crescimento interno de tecido, ou pode ser configurada com qualquer uma destas propriedades independentemente da outra. Construções nas quais qualquer camada (além de, ou em adição a uma camada de fixação) é configurada para ser

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34/96 impermeável a fluidos e/ou impenetrável ao crescimento interno de tecido também estão dentro do escopo desta descrição. Desta forma, a descrição aqui mencionada com relação a camadas de fixação impermeáveis a fluidos e/ou impenetráveis a tecidos pode ser aplicada analogamente a camadas impermeáveis em vários locais dentro de uma construção.

[0123] A camada de fixação (ou qualquer camada impermeável/impenetrável) pode incluir qualquer termoplástico e pode ou não ser fiada por rotação. Em uma modalidade, a camada de fixação pode ser PTFE expandido. Em outra modalidade, ela pode ser PTFE fiado por rotação. Em outras modalidades, ela pode ser FEP, incluindo FEP e FEP fiados por rotação aplicados como um revestimento de filme ou de imersão. Além disso, a camada de fixação pode incluir qualquer um dos seguintes polímeros ou qualquer outro termoplástico: dextrano, alginatos, quitosano, compostos de goma guar, amido, compostos de polivinilpiridina, compostos celulósicos, éter de celulose, poliacrilamidas hidrolisadas, poliacrilatos, policarboxilatos, álcool polivinílico, poli(óxido de etileno), polietileno glicol, polietileno imina, polivinilpirrolidona, ácido poliacrílico, poli(ácido metacrílico), poli(ácido itacônico), poli(acrilato de 2-hidroxietila), poli(2-(dimetilamino)etilmetacrilato-co-acrilamida), poli(N-isopropilacrilamida), poli(ácido 2-acrilamido-2-metil-1-propanossulfônico), poli (metoxietileno), poli(álcool vinílico), poli(álcool vinílico) 12% acetil, poli(2,4-dimetil-6-triaziniletileno), poli(3-morfoliniletileno), poli(N-1,2,4-triazoliletileno), poli (sulfóxido de vinila), poli(vinilamina), poli(acetato de N-vinilpirrolidona-co-vinila), poli(g-ácido glutâmico), poli(N-propanoiliminoetileno), poli(4-amino-sulfo-anilina), poli [N-(p-sulfofenil)amino-3-hidroximetil-1,4fenilenoimino-1,4-fenileno], isopropil celulose, hidroxietila, hidroxipropilcelulose, acetato de celulose, nitrato de celulose, sais de amônio algínicos, i-carragena, N-[(3'-hidróxi-2',3'-dicarbóxi)etil]quitosano, coniaco glicomanana, pululano, goma xantana, poli(cloreto de aliamônio), poli(fosfato de aliamônio, poli(cloreto de dialidimetilamônio), poli(cloreto de benziltrimetilamônio), poli(brometo de dimetildodecil-acrilamidoetil)

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35/96 amônio), poli(4-N-butilpiridínio etileno iodo), poli(2-N-metilpiridínio metileno iodo), poli(N -metilpiridínio-2,5-diiletenileno), polímeros e copolímeros de polietilenoglicol, éter etílico de celulose, éter etil-hidroxietílico de celulose, éter metil-hidroxietílico de celulose, poli(1-glicerol metacrilato), poli(2-etil-2-oxazolina), poli(2-hidroxietilmetacrilato/ácido metacrílico) 90:10, poli(metacrilato de 2-hidroxipropila), poli(brometo de 2metacriloxietiltrimetilamônio), poli(brometo de 2-vinil-1- metilpiridínio), poli(2-vinilpiridina N-óxido), poli(2-vinilpiridina), poli(cloreto de 3-cloro-2-hidroxipropil-2-metacriloxietildimetilamônio), poli(4-vinilpiridina N-óxido), poli(4-vinilpiridina), poli (acrilamida/brometo de 2-metacriloxietiltrimetilamônio) 80:20, poli(acrilamida/ácido acrílico), poli(cloridrato de alilamina), poli(butadieno/ácido maleico), poli(cloreto de dialildimetilamônio), poli(acrilato de etila/ ácido acrílico), poli(etilenoglicol) bis(2-aminoetila), éter monometíllico de poli(etilenoglicol), aduto de éter diglicidílico de poli(etilenoglicol)bisfenol A, poli(óxido de etileno-óxido de propileno), poli(etileno/ácido acrílico) 92:8, poli(hidrobrometo de lisina), poli(hidrobrometo de 1-lisina), poli(ácido maleico), poli(acrilato de nbutila/brometo de 2-metacriloxietiltrimetilamônio), poli(N-iso-propilacrilamida), poli(Nvinilpirrolidona/2-dimetilaminoetilmetacrilato), dimetilsulfato quaternário, poli(N-vinilpirrolidona/acetato de vinila), monolaurato de sorbitano de poli(oxietileno) (Tween 20®), poli (ácido estirenossulfônico), poli(álcool vinílico), N-metil-4(4'formilestiril)piridínio, acetal de metossulfato, poli(éter vinilmetílico), cloridrato de poli(vinilamina), poli(ácido vinilfosfônico), sal de sódio de poli(ácido vinilsulfônico), e polianilina.

[0124] Independentemente do material, a camada de fixação 335 pode ou não ser fiada por rotação. Adicionalmente, em certas modalidades, o stent 302 pode incluir duas ou mais camadas de fixação. A camada de fixação 335 pode ser formada de qualquer forma conhecido na técnica e fixada às camadas interna 325 e externa 330 de qualquer forma conhecida na técnica. Por exemplo, a camada de fixação 335 pode compreender uma folha de material que é enrolada em torno da camada interna 325 ou um tubo de material que é deslizado sobre a camada interna 325 que é então

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36/96 encolhida a quente ou unida de outro modo às camadas interna 325 e externa 330. Adicionalmente, em modalidades nas quais a camada de fixação é fiada por rotação, ela pode ser fiada por rotação diretamente sobre a camada interna 325, a armação, ou ambos. Em alguns casos, a camada de fixação 335 pode ser fundida após o stent 302 ser construído para unir a camada de fixação 335 às camadas adjacentes da cobertura do stent.

[0125] Além disso, as camadas de fixação podem ser configuradas para mudar as propriedades gerais do dispositivo médico. Por exemplo, em alguns casos, uma cobertura ou construção compreendida apenas de PTFE fiado por rotação (com o tamanho de poro desejado) pode não ter a resistência à tração ou ruptura desejada. Uma camada de fixação composta de um material relativamente mais forte pode ser usada para reforçar a camada interna de PTFE, a camada externa de PTFE, ou ambas. Por exemplo, em alguns casos, as camadas de FEP podem ser usadas para aumentar a resistência do material da cobertura. Novamente, conforme discutido acima, a camada de fixação pode também ser configurada como uma porção da construção configurada para ser impenetrável ao crescimento interno de tecido ou migração.

[0126] Adicionalmente, uma ou mais camadas de PTFE fiado por rotação podem ser usadas com relação a uma estrutura de armação além daquela mostrada aqui. Em outras palavras, a descrição acima relacionada a coberturas, camadas, camadas de fixação, e componentes relacionados é aplicável a qualquer tipo de estrutura de armação assim como a stents ou enxertos sem qualquer estrutura de armação separada.

[0127] As Figuras 4A a 4E ilustram determinadas etapas em um processo de fabricação de uma construção multicamada para uso com relação a um dispositivo médico. Mais especificamente, estas figuras ilustram um processo de criação de um stent coberto com material fiado por rotação. Novamente, esta descrição é igualmente

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37/96 relevante para todos os dispositivos médicos que podem compreender uma cobertura ou construção em múltiplas camadas, inclusive enxertos, emplastros, stents e assim por diante. Adicionalmente, conforme sugerido nos exemplos adicionais apresentados abaixo, as etapas ilustradas podem ser opcionais em alguns casos ou aumentadas por etapas adicionais em outros.

[0128] A Figura 4A ilustra uma camada interna de cobertura 425 disposta em torno de um mandril 416. Conforme descrito acima, a camada interna 425 pode ser fiada por rotação diretamente sobre o mandril 416, incluindo casos em que o mandril 416 estava girando durante o processo. Na modalidade ilustrada, a camada interna 425 foi fiada por rotação sobre um mandril giratório 416, de modo que o tubo de material resultante não tem junção. Após a camada interna 425 ser fiada por rotação sobre o mandril 416, a camada interna 425 pode, então, ser sinterizada. No caso de PTFE, a membrana pode ser sinterizada em temperaturas de cerca de 385 graus C, incluindo temperaturas de cerca de 360 graus C a cerca de 400 graus C. A sinterização pode tender a fixar a estrutura do PTFE, o que significa que a sinterização reduz a maciez ou fluidez do PTFE. Além disso, conforme discutido acima, a sinterização ou outro modo de tratamento com calor da malha pode evaporar qualquer água ou PEO misturado com o PTFE, resultando em um material composto substancialmente de PTFE puro.

[0129] Quando a camada interna 425 é sinterizada, o tubo de material pode ser removido do mandril 416, conforme ilustrado na Figura 4B. Conforme mostrado na modalidade ilustrada, a camada interna 425 pode ser descolada do mandril 416 para romper inicialmente qualquer aderência da camada interna 425 ao mandril 416. A camada interna 425 pode, também, ser removida por empurrar a cobertura com relação ao mandril 416, fazendo com que o material se aglomere enquanto é removido do mandril 416. Em algumas modalidades, revestimentos de baixo atrito podem ser, alternativa ou adicionalmente, aplicados ao mandril 416 antes de a camada interna 425

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38/96 ser fiada por rotação. A camada interna 425 pode, então, ser reaplicada ao mandril 416, por deslizar a camada interna 425 sobre o mandril 416, conforme ilustrado na Figura 4C.

[0130] Quando a camada interna 425 é reaplicada ao mandril 416, uma armação de fio 420 pode ser formada sobre o mandril 416 e a camada interna 425, conforme mostrado na Figura 4D. A Figura 4E ilustra uma camada externa 430 de material que pode, então, ser fiada por rotação sobre a armação 420 e a camada interna 425. Toda a construção pode, então, ser sinterizada. Camadas adicionais podem também ser adicionadas através de processos similares.

[0131] Muitas variações ao processo descrito acima estão dentro do escopo da presente descrição. Por exemplo, uma ou mais camadas podem ser aplicadas enrolando-se tiras ou malhas de material em torno do mandril 416 e/ou das outras camadas. Adicionalmente, algumas das camadas podem ser aplicadas por pulverização ou revestimento por imersão ao mandril 416 e/ou às outras camadas. Está dentro do escopo desta descrição variar o processo acima para aplicar a qualquer uma das camadas, ou quaisquer camadas adicionais, usando qualquer método aqui apresentado.

[0132] Em outro exemplo, um stent pode ser compreendido de uma camada interna de PTFE fiado por rotação, uma camada de fixação de FEP, e uma camada externa de PTFE. As propriedades de cada uma destas camadas, incluindo o percentual de porosidade, a espessura da esteira, o diâmetro da fibra, e/ou o tamanho médio de poro podem ser controladas para formar uma camada de cobertura que inibe o crescimento de tecido para dentro ou através de uma camada particular ou que permite o crescimento ou fixação endotelial sobre uma camada particular.

[0133] Em algumas destas modalidades, a camada interna de PTFE pode ser fiada sobre um mandril, sinterizada, removida do mandril, e recolocada sobre o mandril e então uma estrutura de armação aplicada em torno da camada interna (de forma análoga ao procedimento ilustrado nas Figuras 4A a 4D). A camada de fixação de FEP

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39/96 pode, então, ser aplicada por imersão, pulverização, aplicação de uma camada de filme, eletrofiação, fiação por rotação, extrusão, ou outro processamento.

[0134] Em algumas modalidades, a camada de FEP pode ser aquecida de modo que o FEP fique macio, em alguns casos fluindo para os espaços abertos em camadas de PTFE adjacentes. Isto pode fixar a camada de FEP às camadas de PTFE adjacentes. Em alguns casos, o aquecimento da construção a cerca de 325 graus C pode permitir o fluxo parcial de FEP para as aberturas em camadas de PTFE adjacentes, sem que o FEP flua completamente através da malha de PTFE. A Figura 20 e o Exemplo 10, incluídos abaixo, fornecem um exemplo de uma camada de FEP se fundindo parcialmente em uma malha de PTFE fiada por rotação.

[0135] Em um outro exemplo específico, uma camada interna de PTFE pode ser fiada por rotação sobre um mandril, sinterizada, removida, e substituída e, então, uma estrutura de armação aplicada em torno da camada interna. Uma camada de fixação de FEP pode, então, ser aplicada como uma camada de filme. Em alguns casos, esta camada de fixação pode ser presa no lugar, por exemplo, por um ferro de brasagem. Um tubo de PTFE (que pode ser formado separadamente por fiação por rotação sobre um mandril e sinterização) pode, então, ser disposto sobre a camada de filme de FEP. Toda a construção pode, então, ser prensada, por exemplo, mediante a aplicação de um invólucro de compressão. Em algumas modalidades, este invólucro pode compreender qualquer material adequado, incluindo um material à base de PTFE. Em outras modalidades, um filme Kapton pode ser enrolado em torno da construção antes do invólucro de compressão, para impedir a adesão da construção ao invólucro de compressão.

[0136] As camadas compactadas podem, então, ser aquecidas acima da temperatura de fusão da camada de fixação de FEP, mas abaixo da temperatura de sinterização do PTFE. Por exemplo, a temperatura de fusão do FEP pode ser de cerca de 264 graus C a cerca de 380 graus C, incluindo cerca de 325 graus C. O PTFE pode

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40/96 ser sinterizado em temperaturas de cerca de 360 graus C a cerca de 400 graus C. Desta forma, toda a construção pode ser aquecida até uma temperatura adequada como cerca de 325 graus C. Em algumas modalidades, a construção pode ser mantida nesta temperatura durante cerca de 15 a cerca de 20 minutos. O aquecimento da camada de FEP até cerca de 325 graus C pode permitir à camada de FEP permanecer substancialmente impenetrável ao crescimento interno e/ou à fixação de tecido, criando uma camada de barreira dentro da construção, enquanto ainda adere o FEP às camadas adjacentes de PTFE. Em outras modalidades, o aquecimento da construção até temperaturas mais elevadas, como cerca de 350 graus C ou mais pode ser configurado para permitir ao FEP fluir em torno do PTFE de modo que toda a construção tenha um grau mais elevado de porosidade e a camada de FEP não seja tão impenetrável ao crescimento interno.

[0137] A união da camada de fixação de FEP às camadas de PTFE externas e de revestimento interno pode aumentar a força da cobertura final. A construção pode, então, ser resfriada e o invólucro de compressão e o filme Kapton descartados. A construção pode, então, ser removida do mandril.

[0138] Um stent formado pelo processo exemplificador descrito acima pode ser configurado com características desejadas de porosidade e resistência. Em alguns casos, o material de FEP pode revestir as nanofibras de PTFE, mas ainda permitir suficiente porosidade para permitir o crescimento interno do tecido e/ou a fixação ou o crescimento endotelial. O grau com o qual o FEP reveste o PTFE pode ser controlado pela temperatura e pelo tempo de processamento. Quanto menor a temperatura e/ou quanto mais curto for o tempo no qual a construção é mantida na temperatura, menos o FEP poderá fluir. Em alguns casos, uma camada de fixação de FEP que é impenetrável ao crescimento interno de tecido para ou através da camada pode ser formada pelo aquecimento da construção até apenas cerca de 270 graus C.

[0139] A Figura 5 ilustra um stent 502 que compreende uma estrutura de

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41/96 armação 520 e uma cobertura 524. A cobertura 524 pode ser composta de qualquer combinação de camadas aqui apresentadas. Adicionalmente, o stent 502 da Figura 5 inclui uma braçadeira 540 em ambas as extremidades do stent 502. Em outras modalidades, uma braçadeira 540 pode estar localizada em apenas uma extremidade do stent 502.

[0140] A braçadeira 540 pode compreender uma camada de cobertura adicional no diâmetro externo do stent 502, disposta em posição adjacente a uma ou a ambas as extremidades do stent 502. A braçadeira 540 pode ser configurada para promover crescimento interno, fixação, e/ou incorporação de tecido na braçadeira 540; por exemplo, a braçadeira 540 pode ser mais porosa que uma camada externa da cobertura 524 do stent 502. Fatores como a porosidade, o tipo de cobertura ou revestimento, o tipo de material, uso de material orgânico, e/ou uso dos materiais compósitos formados por material sintético e material orgânico podem ser usados para criar uma braçadeira 540 configurada para crescimento interno de tecido. Novamente, a braçadeira 540 pode ser configurada para promover o crescimento interno de tecido e/ou o crescimento ou fixação de células endoteliais em uma ou ambas as extremidades do stent 502. Quando implantadas no corpo, as braçadeiras 540 podem tender a ancorar as extremidades do stent 502 com relação às paredes do vaso, reduzindo o movimento relativo das extremidades do stent com relação às paredes do vaso. Tal redução no movimento pode reduzir a irritação do vaso pelas extremidades do stent, minimizando complicações como estenose. As braçadeiras 540 podem ser configuradas para uso em aplicações do tipo CVO em alguns casos. Além disso, uma faixa de material poroso análoga à braçadeira do stent 540 ilustrada pode ser acoplada a qualquer dispositivo médico para ancorar uma porção deste dispositivo.

[0141 ] Em algumas modalidades, a camada externa da cobertura 524 do stent 502 pode ser relativamente não porosa para inibir o crescimento interno de tecido para dentro ou através da camada externa, mas a braçadeira 540, disposta ao redor da

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42/96 camada externa, pode fornecer uma seção próxima de cada extremidade na qual algum crescimento interno, fixação, ou incorporação tecido pode ocorrer.

[0142] A braçadeira 540 pode ser composta de um material fiado por rotação, como PTFE, e pode ser ligada à camada de cobertura externa através de qualquer método, incluindo métodos de construção de dispositivo multicamada aqui descritos. Por exemplo, uma camada de FEP pode estar disposta entre a camada de cobertura externa e a braçadeira 540 e aquecida para unir as camadas. Em outras modalidades, a braçadeira 540 pode compreender uma camada de colágeno que é acoplada ao stent. Adicionalmente, uma braçadeira de PTFE e colágeno fiada por corrotação 540 pode ser usada.

[0143] A presente descrição está relacionada a dispositivos médicos, incluindo stents, que podem compreender uma estrutura fornecida com relação a uma ou mais coberturas ou revestimentos. Será entendido que, embora estruturas, coberturas e revestimentos particulares sejam descritos aqui, qualquer elemento das estruturas ou coberturas e/ou revestimentos descritos a seguir pode ser combinado com qualquer outro elemento apresentado sem que se afaste do escopo da presente descrição. Por exemplo, certas figuras mencionadas abaixo mostram uma estrutura de metal sem nenhuma cobertura ou revestimento; os elementos descritos e ilustrados nestas figuras podem ser combinados com qualquer combinação de coberturas ou revestimentos aqui apresentados. Adicionalmente, como usado aqui, o termo estrutura se refere a uma estrutura de suporte para uso com relação um dispositivo médico. Por exemplo, uma estrutura de armação, como aquela descrita com relação às Figuras 4A a 4E, acima, é um exemplo de uma estrutura usada com relação a um dispositivo médico. Em algumas modalidades, um dispositivo médico - como um stent - pode compreender apenas a estrutura, sem cobertura, revestimento, ou outros componentes.

[0144] Além disso, a presente descrição é aplicável a uma ampla variedade de dispositivos médicos que podem usar qualquer uma das malhas fiadas por rotação

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43/96 aqui apresentadas, inclusive dispositivos médicos que compreendem construções em múltiplas camadas. Por exemplo, um emplastro para hérnia pode compreender uma construção em duas camadas, em que um lado do emplastro é configurado para permitir o crescimento interno e/ou a fixação do tecido (para união e cura) e o outro lado é configurado para resistir a tal crescimento interno e/ou à fixação (para tornar o segundo lado escorregadio com relação ao tecido circundante. Adicionalmente, um emplastro conforme descrito acima pode compreender também uma camada de fixação disposta entre as duas camadas exteriores. A camada de fixação pode ser configurada para resistir ao crescimento interno ou fixação de tecido para o interior ou através do emplastro e/ou para fornecer propriedades mecânicas, como resistência, à construção.

[0145] As Figuras 6, 7A, e 7B mostram vistas de uma possível modalidade de uma estrutura para uso com relação a um dispositivo médico como um stent ou enxerto. A Figura 7C é uma configuração alternativa de uma porção da estrutura. As Figuras 8 e 9 são vistas de uma modalidade de uma estrutura que inclui extremidades alargadas. A Figura 10 ilustra uma modalidade de como um fio pode ser conformado para formar uma estrutura.

[0146] As estruturas para uso com relação aos dispositivos médicos podem ser fabricadas ou formadas em geometrias particulares através de uma variedade de meios. Por exemplo, uma estrutura pode ser cortada a partir de um único tubo de material, incluindo modalidades nas quais a estrutura é primeiro cortada a laser e, então, expandida. Em outras modalidades, a estrutura pode ser moldada, incluindo modalidades nas quais a estrutura é moldada a partir de um material polimérico. Em ainda outras modalidades, processos metalúrgicos de pó, como modelagem por compactação de pó ou sinterização de metal a laser direta, podem ser usados.

[0147] A Figura 6 ilustra uma vista em elevação anterior de uma modalidade de uma estrutura. A modalidade ilustrada representa uma modalidade de uma

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44/96 configuração para um fio metálico 650 formando uma estrutura. Conforme mostrado na Figura 6, a estrutura pode consistir em um único fio contínuo.

[0148] Referindo-se geralmente às Figuras 6, 7A, e 7B, elementos específicos da estrutura ilustrada são indicados. Será entendido que os numerais e designações usadas em qualquer figura se aplicam a elementos análogos em outras modalidades ilustradas, quer o elemento esteja assim identificado ou não em cada figura. Conforme geralmente mostrado nestas figuras, a estrutura pode consistir em um fio 650 conformado para formar a estrutura. O fio 650 pode ser conformado em uma configuração ondulada, as ondas definindo ápices 652 e braços 654 da estrutura. A estrutura pode, ainda, ser acoplada a uma camada de cobertura (não mostrada). Adicionalmente, em algumas modalidades, qualquer cobertura, conforme descrita aqui, pode ser aplicada a qualquer tipo de estrutura, por exemplo, estruturas cortadas a laser, estruturas poliméricas, estruturas de fio, e assim por diante.

[0149] A estrutura pode ser projetada para que a seção intermediária seja mais rígida do que as extremidades. A dureza da estrutura se refere à resistência relativa da estrutura (por exemplo, sua compressibilidade). Uma porção mais dura da estrutura terá maior resistência (isto é, exercerá uma maior força radial para fora) do que uma porção mais macia. Em uma modalidade, a seção intermediária é mais dura que as seções da extremidade proximal e distal que são relativamente mais macias. Adicionalmente, uma estrutura pode ser configurada para ser flexível para facilitar a capacidade do dispositivo de se adaptar à anatomia nativa na qual o dispositivo é configurado para uso. De maneira similar, dispositivos cobertos podem ser configurados com coberturas que se adaptam à anatomia nativa em um sítio de terapia.

[0150] Adicionalmente, a estrutura pode ser configurada para permitir que todo o dispositivo seja pregueado em uma configuração com perfil relativamente baixo para aplicação. Por exemplo, dispositivos de um certo diâmetro ou perfil constrito são mais viáveis para aplicação em certos pontos vasculares ou outros pontos de acesso

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45/96 do que outros. Por exemplo, em muitos casos, um dispositivo configurado para inserção através da artéria radial pode ser relativamente menor do que dispositivos configurados para inserção através da artéria femoral que é geralmente maior. Uma estrutura pode ser configurada para ser pregueada em um perfil específico para permitir acesso potencial em vários pontos de acesso ou em pontos de acesso desejados. De maneira similar, os dispositivos que não têm estrutura podem ser configurados para serem dispostos em um perfil particular para facilitar o acesso e a aplicação. Quando um dispositivo é posicionado dentro da estrutura, ele pode ser expandido ou posicionado de várias formas, inclusive com o uso de materiais e configurações auto expansivas. Adicionalmente, algumas configurações podem ser projetadas para expansão por um dispositivo secundário, como um balão.

[0151] Quatro parâmetros de projeto básicos podem ser manipulados para influenciar as propriedades (dureza, resistência, força de compressão, força de cinta anular, flexibilidade, etc.) da estrutura ilustrada. Estas propriedades são: (1) distância ápice a ápice, designada como Hx nas Figuras 6 e 7A; (2) comprimento do braço, designado como Ax nas Figuras 6 e 7A; (3) raio do ápice, designado como Rx na Figura 7A; e (4) o diâmetro do fio 650. Estes valores podem ou não ser constantes em diferentes pontos em uma estrutura. Desta forma, o subscrito x é usado genericamente; ou seja, cada distância identificada como H se refere a uma distância ápice a ápice com os subscritos 1,2, 3, etc., significando a distância ápice a ápice em um ponto particular. Será entendido que estas designações de subscrito não se referem necessariamente a uma distância específica, mas podem ser usadas relativamente (isto é, H1 pode ser designado como menor que H2 sem designar nenhum valor preciso para qualquer uma das medições). Adicionalmente, conforme será aparente para um versado na técnica tendo o benefício desta descrição, um padrão análogo de medições e subscritos é empregado para outros parâmetros aqui descritos, por exemplo, Ax e Rx.

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46/96 [0152] O design geral da estrutura pode ser configurado para otimizar a força radial desejada, o perfil de compressão, e o perfil de estiramento. Os parâmetros de projeto da estrutura podem ser, cada, configurados e ajustados para criar características desejadas. Por exemplo, o perfil de estiramento pode ser configurado para ser menor que o ponto de ruptura para o material sendo usado.

[0153] Um primeiro parâmetro, a distância ápice a ápice, é designada como Hx. Esta medição significa a distância entre um primeiro ápice e um segundo ápice onde ambos os ápices se situam substancialmente ao longo de uma linha sobre o diâmetro externo da estrutura que é coplanar com, e paralela ao, eixo longitudinal da estrutura. Em algumas modalidades, Hx pode ser constante ao longo de todo o comprimento da estrutura. Em outras modalidades, o comprimento da estrutura pode ser dividido em uma ou mais zonas onde Hx é constante dentro de uma zona, mas cada zona pode ter um Hx diferente. Em ainda outras modalidades Hx pode variar ao longo de todo o comprimento da estrutura. Hx pode ser configurada, com relação aos outros parâmetros de projeto, para determinar as propriedades da estrutura. De modo geral, regiões da estrutura com um valor de Hx menor serão mais duras do que regiões com um valor de Hx maior.

[0154] Na modalidade ilustrada na Figura 6, há duas zonas de alargamento em cada extremidade da estrutura e uma zona de corpo intermediário ao longo do comprimento remanescente da estrutura. Na modalidade ilustrada, H1 designa a distância ápice a ápice na zona de corpo intermediário da estrutura e H2 designa a distância ápice a ápice nas zonas de alargamento da estrutura. Na modalidade ilustrada, a distância ápice a ápice, H2, é a mesma tanto na zona de alargamento próximo da extremidade distal da estrutura quanto na zona de alargamento próximo da extremidade proximal da estrutura. Em algumas modalidades, H1 pode ser menor que H2, resultando em uma estrutura que é relativamente mais dura no corpo intermediário e relativamente mais macia nas extremidades. Uma estrutura com tais propriedades

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47/96 pode ser usada em aplicações onde a resistência é necessária ao longo do corpo intermediário, por exemplo, para tratar um tumor ou outra oclusão, mas as extremidades são configuradas para repousar sobre o tecido saudável onde as extremidades mais macias irão reduzir o trauma ao tecido saudável.

[0155] Em modalidades nas quais extremidades macias e um corpo intermediário duro são desejáveis, H1 pode ter entre cerca de 2 mm e 30 mm, e H2 entre cerca de 2,1 mm e 30,1 mm. Por exemplo, em estruturas configuradas para uso com relação aos stents para aplicação de CV ou PV, H1 pode ter entre cerca de 3 mm e 10 mm, e H2 entre cerca de 3,1 mm e 10,1 mm, tal como: 3 mm < H1 < 8 mm e 3,5 mm < H2 < 9 mm; 3 mm < H1 < 6,5 mm e 4 mm < H2 < 8 mm; ou 3 mm < H1 < 5 mm e 5,5 mm < H2 < 6,5 mm.

[0156] Em outras modalidades, quando dois ou mais comprimentos ápice a ápice estão presentes em uma estrutura, a alteração no comprimento ápice a ápice pode estar correlacionada com o deslocamento dos ápices do ponto médio da estrutura. Em outras palavras, o comprimento ápice a ápice pode aumentar de forma gradual quando se afasta do ponto médio da estrutura em direção às extremidades de uma forma que dá à estrutura a mesma geometria e, portanto, as mesmas propriedades, em cada lado do ponto médio do comprimento da estrutura. Em outras modalidades, diferentes geometrias podem ser usadas a qualquer ponto ao longo do comprimento da estrutura. Será entendido que as faixas de valores para Hx reveladas acima se aplicam analogamente às modalidades nas quais a estrutura tem múltiplos comprimentos ápice a ápice. Por exemplo, em uma modalidade, uma estrutura pode ter um comprimento ápice a ápice no corpo intermediário dentro de uma das faixas apresentadas acima para H1, e o valor de Hx pode variar de forma gradual, em etapas, ou algum outro padrão, ao longo do comprimento da estrutura, atingindo um comprimento ápice a ápice nas extremidades dentro da faixa complementar para H2.

[0157] Além disso, em algumas modalidades, o valor de Hx pode ser

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48/96 suficientemente pequeno para que espirais adjacentes sejam aninhadas uma dentro da outra. Em outras palavras, os ápices de uma primeira espiral helicoidal podem se estender para cima até os espaços logo abaixo dos ápices da próxima espiral adjacente. Em outras palavras, os ápices de espirais menores podem se estender uma quantidade suficiente de modo a estarem dispostos entre os braços de espirais maiores. Em outras modalidades, o valor de Hx pode ser grande o suficiente para que espirais adjacentes sejam completamente separadas. Em modalidades nas quais os espirais adjacentes são aninhados, o número de fios em qualquer seção transversal particular no stent pode ser maior que um stent não aninhado. Em outras palavras, cortar a estrutura ao longo de um plano imaginário disposto ortogonalmente ao eixo longitudinal da estrutura irá cruzar mais fios se a estrutura estiver aninhada do que não aninhada. Quanto menor o valor de Hx, mais fileiras podem ser cruzadas por este plano (ou seja, mais do que apenas a próxima fileira adjacente pode se estender para dentro dos espaços abaixo dos ápices de uma fileira particular). As estruturas aninhadas podem criar estiramentos relativamente maiores na estrutura quando um stent composto da estrutura é colocado em um cateter de aplicação. Em alguns casos, o cateter de aplicação para uma estrutura aninhada pode, portanto, ser relativamente maior que um cateter de aplicação configurado para uma estrutura não aninhada. Adicionalmente, as estruturas aninhadas podem ser relativamente rígidas em comparação a stents não aninhados com parâmetros similares.

[0158] Conforme será evidente aos versados na técnica tendo o benefício desta descrição, estruturas com um corpo intermediário duro e extremidades macias podem ser desejáveis para uma variedade de aplicações. Adicionalmente, em alguns casos, uma estrutura basicamente simétrica pode ser desejável; em outras palavras, uma estrutura com certas propriedades na seção do corpo intermediário e outras propriedades nas extremidades, sendo que as propriedades em ambas as extremidades são substancialmente idênticas. Logicamente, outras modalidades podem ter

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49/96 propriedades alteradas ao longo de todo o comprimento da estrutura. Será entendido que embora o efeito da alteração de variáveis, por exemplo, a diferença entre H1 e H2, possa ser descrito com relação a um stent substancialmente simétrico (tal como na Figura 6) os mesmos princípios podem ser usados para controlar as propriedades de uma estrutura quando a geometria varia ao longo de todo o comprimento da estrutura. Conforme será entendido pelos versados na técnica tendo o benefício desta descrição, isto se aplica a cada um dos parâmetros variáveis aqui descritos, por exemplo, Hx, Ax, e Rx.

[0159] Um segundo parâmetro, o comprimento do braço, é designado como Ax nas Figuras 6 e 7A. Tal como com Hx, Ax pode ser constante ao longo do comprimento da estrutura, pode ser constante dentro de zonas, ou pode variar ao longo do comprimento da estrutura. Variações no comprimento de Ax podem ser configuradas em conjunto com variações nos outros parâmetros para criar uma estrutura com um conjunto particular de propriedades. De modo geral, as regiões da estrutura nas quais Ax é relativamente mais curto serão mais rígidas do que as regiões onde Ax é mais longo.

[0160] Em algumas modalidades, o comprimento do braço A1 próximo da seção intermediária da estrutura será mais curto do que o comprimento do braço A2 próximo das extremidades. Esta configuração pode resultar na estrutura sendo relativamente mais rígida na seção intermediária. Em modalidades nas quais extremidades macias e um corpo intermediário duro são desejáveis, A1 pode ter entre cerca de 2 mm e 30 mm, e A2 entre cerca de 2,1 mm e 30,1 mm. Por exemplo, em estruturas para aplicação de CV ou PV, A1 pode ter entre cerca de 2 mm e 10 mm, e A2 entre cerca de 2,1 mm e 10,1 mm, tal como: 2,5 mm < A1 < 8 mm e 3 mm < A2 < 9 mm; 3 mm < A1 < 6 mm e 4 mm < A2 < 7,5 mm; ou 4 mm < A1 < 5 mm e 5 mm < A2 < 6 mm.

[0161] Em outras modalidades, quando dois ou mais comprimentos de braço estão presentes em uma estrutura, a alteração no comprimento de braço pode estar

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50/96 correlacionada com o deslocamento do braço do ponto médio ao longo da estrutura. Em outras palavras, o comprimento do braço pode aumentar de forma gradual quando se afasta do ponto médio da estrutura em direção às extremidades de uma forma que dá à estrutura a mesma geometria e, portanto, as mesmas propriedades, em cada lado do ponto médio do comprimento da estrutura. Em outras modalidades, diferentes geometrias podem ser usadas a qualquer ponto ao longo do comprimento da estrutura. Será entendido que as faixas de valores para Ax reveladas acima se aplicam analogamente às modalidades nas quais a estrutura tem múltiplos comprimentos de braço. Por exemplo, em uma modalidade, uma estrutura pode ter um comprimento de braço no corpo intermediário dentro de uma das faixas apresentadas acima para A1, e o valor de Ax pode variar de forma gradual, em etapas, ou algum outro padrão, ao longo do comprimento da estrutura, atingindo um comprimento de braço nas extremidades dentro da faixa complementar para A2.

[0162] Um terceiro parâmetro, o raio do ápice, é designado como R1 na Figura 7A. Tal como com Hx e Ax, Rx pode ser configurado de modo a criar propriedades desejadas em uma estrutura. Em algumas modalidades, o raio interno de cada ápice pode formar um arco que tem um raio substancialmente constante. Conforme mostrado por uma linha tracejada na Figura 7A, este arco pode ser prolongado para formar um círculo dentro do ápice. A medição Rx se refere ao raio do arco e o círculo assim descrito. Adicionalmente, em algumas modalidades, os braços e os ápices da estrutura são formados por moldagem de um fio em torno de pinos que se projetam de um mandril. O raio do pino usado dá ao ápice seu formato e, portanto, tem substancialmente o mesmo raio que o ápice. Em algumas modalidades, Rx será constante ao longo de todo o comprimento da estrutura, será constante dentro de zonas ao longo do comprimento da estrutura, ou varia ao longo de todo o comprimento da estrutura. Variações na magnitude de Rx podem ser configuradas em conjunto com variações nos outros parâmetros para criar uma estrutura com um conjunto particular de

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51/96 propriedades. De modo geral, as regiões da estrutura nas quais Rx é relativamente menor serão mais rígidas do que as regiões onde Rx é maior.

[0163] Além disso, em alguns casos, valores de Rx menores podem resultar em estiramento relativamente menor na estrutura do fio quando a estrutura é compactada, por exemplo, quando a estrutura está disposta dentro de um cateter de aplicação. Além disso, fios com diâmetros relativamente maiores podem resultar em estiramento relativamente menor no, ou em posição adjacente ao, raio medido por Rx quando compactado, em comparação a fios com diâmetros menores. Desta forma, em alguns casos, o estiramento pode ser otimizado para um projeto particular mediante a variação do valor de Rx e do diâmetro do fio que forma a estrutura.

[0164] Como as outras variáveis, Rx pode assumir uma faixa de valores dependendo da aplicação e das propriedades desejadas da estrutura. Em algumas modalidades, Rx pode ter entre cerca de 0,12 mm e 1,5 mm, incluindo de cerca de 0,12 a cerca de 0,64 mm. Por exemplo, em estruturas configuradas para uso com stents para aplicação de CV ou PV, Rx pode ter entre cerca de 0,35 mm e 0,70 mm, tal como: 0,35 mm < Rx < 0,65 mm; 0,35 mm < Rx < 0,6 mm; ou 0,4 mm < Rx < 0,5 mm.

[0165] Será entendido que os intervalos revelados para Rx se aplicam quer o valor de Rx seja constante ao longo do comprimento da estrutura, quer a estrutura seja dividida em zonas com diferentes valores de Rx, ou quer Rx varie ao longo de todo o comprimento da estrutura.

[0166] O quarto parâmetro, o diâmetro do fio, é discutido em detalhes com relação à Figura 10 abaixo.

[0167] A Figura 7A ilustra uma vista em recorte das porções anteriores de duas espirais adjacente de uma estrutura. As porções das espirais mostradas destinam-se a serem ilustrativas, fornecendo uma visão clara dos três parâmetros Hx, Ax, e Rx. Será entendido que todos estes três parâmetros podem ser configurados de modo a criar uma estrutura com propriedades particulares. Qualquer combinação de

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52/96 valores, faixas, ou magnitudes relativas destes parâmetros aqui apresentados pode ser usada dentro do escopo desta descrição. Como um exemplo destes valores tomados juntos, em uma modalidade de uma estrutura de CV ou PV com um corpo intermediário relativamente duro e extremidades mais macias, H1 pode ter cerca de 4 mm e H2 cerca de 5,9 mm; A1 pode ter cerca de 4.5 mm e A2 cerca de 5,6 mm; e R1 cerca de 0,5 mm.

[0168] A Figura 7B é uma vista próxima de uma extremidade de uma estrutura. Em modalidades nas quais a estrutura é formada por um único fio contínuo, a Figura 7B ilustra uma forma pela qual a extremidade 656 do fio pode ser acoplada à estrutura. Conforme ilustrado, o fio pode estar disposto de modo que a espiral final se aproxime e passe em posição substancialmente paralela à espiral anterior. Esta configuração resulta na redução da distância ápice a ápice entre as duas espirais próximo da extremidade 656 do fio. Em algumas modalidades, esta transição ocorrerá ao longo da distância de cerca de 4 a 8 ápices ao longo do comprimento do fio. Por exemplo, se uma estrutura for configurada com um espaçamento ápice a ápice de H2' ao longo da região da estrutura mais próxima das extremidades, a distância ápice a ápice irá diminuir de H2' até uma distância menor, que permite que a extremidade 656 do fio encontre a espiral anterior (conforme ilustrado na Figura 7B) ao longo do curso de cerca de 4 a 8 ápices.

[0169] A Figura 7C ilustra uma configuração alternativa de uma porção de uma estrutura. Na modalidade da Figura 7C, as alturas relativas dos ápices 652' se alternam ao longo do comprimento do fio. Em particular, na modalidade mostrada, os ápices formam um padrão que compreende um ápice mais longo, um ápice mais curto, um ápice mais longo, um ápice mais curto, e assim por diante, em torno da espiral helicoidal. Em alguns casos, uma estrutura pode ser configurada com ápices alternados em uma ou ambas as extremidades da estrutura. Por exemplo, uma estrutura conforme mostrada na Figura 6 pode ser configurada com o padrão de ápices 652' e

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53/96 braços 654' mostrados na Figura 7C em uma ou ambas as extremidades da estrutura. Tal padrão alternado de ápices pode distribuir a força ao longo da parede do vaso nas extremidades da estrutura, criando assim extremidades relativamente atraumáticas.

[0170] A extremidade 656 pode ser fixada à estrutura em uma variedade formas conhecidas na técnica. A extremidade 656 pode ser soldada a laser à estrutura ou pregueada mecanicamente à estrutura. Em modalidades nas quais a estrutura é um elemento de um dispositivo médico que compreende, ainda, uma cobertura de polímero, a extremidade 656 pode ser presa simplesmente por ser unida à cobertura. Em outros casos, um cordão pode ser usado para unir ou amarrar a extremidade 656 às porções adjacentes da estrutura. De maneira similar, em alguns casos, um marcador rádio-opaco pode ser pregueado em torno da extremidade 656 de forma tal a acoplar a extremidade 656 à estrutura. Adicionalmente, outros métodos conhecidos na técnica podem ser usados.

[0171] Além disso, em algumas modalidades, a estrutura pode ser configurada com marcadores rádio-opacos em um ou mais pontos ao longo da estrutura. Tais marcadores podem ser pregueados à estrutura. Em outras modalidades, uma fita rádio-opaca, por exemplo, uma fita de ouro, pode ser rosqueada ou aplicada à estrutura. Em algumas modalidades, estes marcadores podem estar situados em uma ou ambos as extremidades da estrutura, ou em posição adjacente a elas. Qualquer material rádio-opaco pode ser usado, por exemplo, ouro ou tântalo. Os elementos rádio-opacos podem ser configurados para facilitar a aplicação e colocação de um dispositivo e/ou para facilitar a visualização do dispositivo sob fluoroscopia.

[0172] Com relação novamente à Figura 6 assim como às Figuras 8 e 9, a estrutura pode ser configurada com extremidades alargadas. Será entendido que em certas modalidades uma estrutura pode ter um alargamento em ambas as extremidades proximal e distal, apenas na extremidade proximal ou apenas na extremidade distal, ou em nenhuma das extremidades. Em algumas dessas modalidades, a estrutura

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54/96 pode ter um diâmetro substancialmente constante na zona de corpo intermediário da estrutura, com as extremidades se expandindo para fora até um diâmetro maior. Será entendido que a geometria dos alargamentos nas extremidades proximal e distal pode ou não ser igual.

[0173] Na modalidade ilustrada na Figura 6, a estrutura tem um diâmetro, D1, no corpo intermediário da estrutura. Este diâmetro pode ser constante ao longo de todo o corpo intermediário da estrutura. A modalidade ilustrada tem um segundo diâmetro, D2, nas extremidades. Esta alteração de diâmetro cria uma zona de alargamento no final da estrutura, ou uma área na qual o diâmetro está aumentando e a estrutura, portanto, pode ser descrita como incluindo uma porção alargada. Em algumas modalidades, a zona de alargamento terá de cerca de 1 mm a 60 mm de comprimento. Por exemplo, em certas estruturas configuradas para uso com stents projetados para aplicação de CV ou PV, a zona de alargamento pode ter de cerca de 3 mm a cerca de 25 mm de comprimento, tal como: de cerca de 4 mm a cerca de 15 mm, ou de cerca de 5 mm a cerca de 10 mm de comprimento.

[0174] O diâmetro do stent no corpo intermediário, o diâmetro em um ou ambos os alargamentos, ou todas estas dimensões, podem ser configurados para serem ligeiramente maiores que o lúmen do corpo para o qual o dispositivo está configurado para uso. Desta forma, o tamanho do dispositivo pode causar interferência com o lúmen e reduzir a probabilidade de que o dispositivo migre dentro do lúmen. Adicionalmente, elementos ativos antimigração ou fixação, como farpas ou âncoras podem, também, ser usados.

[0175] As Figuras 8 e 9 também ilustram como uma estrutura pode ser alargada nas extremidades. Os diâmetros D1' e D1 ” referem-se aos diâmetros do corpo intermediário análogos a D1, enquanto que D2' e D2” referem-se aos diâmetros de extremidade análogos a D2. Adicionalmente, conforme ilustrado na Figura 9, a extremidade alargada pode criar um ângulo, alfa, entre a superfície da estrutura no corpo

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55/96 intermediário e a superfície do alargamento. Em alguns casos, a seção de alargamento se alargará uniformemente para fora em um ângulo constante, conforme ilustrado na Figura 9. Em algumas modalidades, o ângulo alfa será de cerca de 1 grau a cerca de 30 graus. Por exemplo, em algumas estruturas configuradas para uso com stents projetados para aplicação de CV ou PV, alfa será de cerca de 2 graus a 8 graus, tal como: de cerca de 2,5 graus a cerca de 7 graus ou de cerca de 3 graus a cerca de 5 graus. Em uma modalidade exemplificadora, alfa pode ser cerca de 3,6 graus.

[0176] A estrutura da Figura 6 tem, também, um comprimento L. Será entendido que este comprimento pode variar dependendo da aplicação desejada da estrutura. Em modalidades nas quais a estrutura tem zonas de alargamento nas extremidades, as estruturas mais longas podem ou não ter zonas de alargamento proporcionalmente mais longas. Em algumas modalidades, esta zona de alargamento pode ter qualquer comprimento descrito acima, independentemente do comprimento geral da estrutura.

[0177] A estrutura apresentada pode ser formada em uma variedade de tamanhos. Em algumas modalidades, L pode ser de cerca de 10 mm a cerca de 200 mm. Por exemplo, em aplicações de CV, a estrutura pode ter um comprimento, L, de cerca de 40 mm a 100 mm ou qualquer valor entre estes, por exemplo, ao menos cerca de 50 mm, 60 mm, 70 mm, 80 mm, ou 90 mm. Em aplicações de PV, a estrutura pode ter um comprimento, L, de cerca de 25 mm a 150 mm ou qualquer valor entre estes, por exemplo, ao menos cerca de 50 mm, 75 mm, 100 mm, ou 125 mm. A estrutura pode, também, ser mais longa ou mais curta do que estes valores exemplificadores em outras aplicações.

[0178] De modo semelhante, a estrutura pode ser formada com uma variedade de diâmetros. Em algumas modalidades, o diâmetro do corpo intermediário da estrutura pode ser de cerca de 1 mm a cerca de 45 mm, incluindo de cerca de 4 mm a cerca de 40 mm. Por exemplo, em aplicações de CV ou PV, a estrutura pode ter um

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56/96 diâmetro interno do corpo intermediário de cerca de 3 mm a 16 mm, ou qualquer distância dentro dessa faixa, tal como entre cerca de 5 mm e cerca de 14 mm ou entre cerca de 7 mm e cerca de 10 mm. Além disso, em alguns casos, o diâmetro, ou uma medição semelhante ao diâmetro da estrutura, pode ser descrito como uma função de outros componentes. Por exemplo, a estrutura pode ser configurada com um número particular de ápices em torno de uma circunferência da estrutura. Por exemplo, algumas estruturas podem ser configuradas com entre cerca de 2 e cerca de 30 ápices em torno de uma circunferência da estrutura.

[0179] A estrutura pode ou não ser configurada com extremidades alargadas independentemente do diâmetro do corpo intermediário empregado. Em algumas modalidades de CV, o diâmetro máximo na extremidade alargada será entre cerca de 0,5 mm e cerca de 2,5 mm maior que o diâmetro do corpo intermediário. Por exemplo, o diâmetro máximo na extremidade alargada pode ser entre cerca de 1 mm e cerca de 2 mm, ou alternativamente, entre cerca de 1,25 mm e cerca de 1,5 mm, tal como cerca de 1,25 mm ou cerca de 1,5 mm maior que o diâmetro do corpo intermediário.

[0180] Com relação agora à Figura 10, a estrutura pode ser formada a partir de um único fio contínuo. Em algumas modalidades, o fio pode ser compreendido de Nitinol (ASTM F2063), ou outros materiais adequados. Em algumas modalidades, o fio terá um diâmetro entre cerca de 0,0025 cm e cerca de 0,13 cm (cerca de 0,001 polegada e cerca de 0,05 polegada), incluindo de cerca de 0,013 cm e cerca de 0,064 cm (cerca de 0,005 polegada e cerca de 0,025 polegada). Por exemplo, em algumas estruturas projetadas para aplicação de CV ou PV, o diâmetro do fio pode ser de cerca de 0,02 cm a cerca de 0,030 cm (cerca de 0,008 polegada a cerca de 0,012 polegada) de diâmetro, incluindo certas modalidades nas quais o fio tem de cerca de 0,023 cm a cerca de 0,028 cm (cerca de 0,009 polegada a cerca de 0,011 polegada) de diâmetro ou modalidades nas quais o fio tem cerca de 0,025 cm (0,010 polegada) de diâmetro. Além disso, estruturas configuradas para a aorta torácica podem ser formadas de fios

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57/96 de até 0,051 cm (0,020 polegada) de diâmetro, incluindo fios entre cerca de 0,025 cm e 0,046 cm (0,010 polegada e 0,018 polegada) de diâmetro.

[0181] A Figura 10 ilustra como, em algumas modalidades, o fio 650 pode ser enrolado em um padrão helicoidal criando espirais que se inclinam ao longo do comprimento do stent. As ondas do fio que formam os braços e ápices podem ser centralizadas em torno desta hélice, representada pela linha tracejada 660.

[0182] Em algumas modalidades, um stent, enxerto, ou outro dispositivo tubular pode compreender um segmento cônico ao longo do comprimento do dispositivo. Um afunilamento pode ser configurado para reduzir a velocidade de fluxo de fluidos no interior do dispositivo quando o fluido passa de uma porção de diâmetro menor do dispositivo para uma porção de diâmetro maior do dispositivo. A redução da velocidade do fluido pode ser configurada para promover fluxo laminar, incluindo casos em que um elemento tubular é afunilado para promover fluxo laminar na extremidade a jusante do dispositivo.

[0183] Adicionalmente, em algumas modalidades, um stent ou outro elemento tubular pode ser posicionado em uma junção entre dois ou mais lúmens do corpo. Por exemplo, a Figura 23A ilustra um stent 702a disposto em uma intersecção entre dois lúmens do corpo. Em algumas modalidades, o stent 702a pode ser configurado para promover fluxo laminar na intersecção dos lúmens.

[0184] A Figura 23B ilustra uma porção de um stent 702b que tem um segmento cônico 705b que pode ser configurado para reduzir a velocidade de fluxo dentro do stent 702b. Em algumas modalidades, como aquela da Figura 23B, o segmento cônico 705b pode ser posicionado à montante da extremidade a jusante do stent 702b. A Figura 23C ilustra uma outra modalidade exemplificadora de uma porção de um stent 702c que tem um segmento cônico 705c adjacente à extremidade a jusante do stent 702c. Qualquer segmento cônico (705b, 705c) pode ser usado com relação a qualquer stent, incluindo modalidades nas quais o segmento cônico é configurado

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58/96 para promover fluxo laminar dentro e em torno do stent. Por exemplo, o stent 702a da Figura 23A pode ser configurado com qualquer porção afilada (705b, 705c) para promover o fluxo laminar para fora do stent 702a e na junção entre os lúmens do corpo da Figura 23A.

[0185] O uso de revestimentos fiados por rotação pode facilitar a aplicação de uma cobertura de espessura uniforme ao longo de um stent afunilado. Por exemplo, em algumas modalidades, os revestimentos fiados por rotação podem ser configurados para revestir uniformemente dispositivos compostos de várias geometrias. Um revestimento fiado por rotação pode depositar um revestimento substancialmente uniforme ao longo de várias geometrias, como afunilamentos, anteparos, e assim por diante.

Exemplos [0186] Várias malhas de PTFE exemplificadoras foram produzidas de acordo com a descrição acima. As Figuras 11A a 20 são MEVs das malhas de PTFE produzidas em cada processo exemplificador. Os exemplos a seguir se destinam a ilustrar adicionalmente modalidades exemplificadoras e não se destinam a limitar o escopo da descrição.

Exemplo 1 [0187] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 25,71 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,05 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns

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59/96 casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0188] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 3.000 RPM e coletada em uma folha de 5,08 cm por 5,08 cm (2 polegadas por 2 polegadas) de papel alumínio. A folha de coleta foi posicionada a cerca de 25,4 cm (10 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0189] Pequenas cápsulas foram observadas nas fibras produzidas neste exemplo. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente muito aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente de pequenos até médios.

[0190] A Figura 11A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 1. A Figura 11A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 11B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 11A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 2 [0191] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 24,00 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,07 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0192] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma

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60/96 fiandeira a cerca de 4.500 RPM e coletada em uma folha de 5,08 cm por 5,08 cm (2 polegadas por 2 polegadas) de papel alumínio. A folha de coleta foi posicionada a cerca de 24,1 cm (9,5 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0193] A deposição geralmente aleatória das fibras assim como a natureza de interseção ou cruzamento das fibras pode ser vista neste exemplo. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente médios.

[0194] A Figura 12A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 2. A Figura 12A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 12B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 12A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 3 [0195] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 24,00 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,07 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0196] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 4.500 RPM e coletada sobre um mandril giratório de 1,27 cm (0,5

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61/96 polegada) de diâmetro. O mandril foi girado a cerca de 200 RPM durante este exemplo. O mandril foi posicionado a cerca de 24,1 cm (9,5 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0197] Observou-se que as fibras da malha obtida neste exemplo eram geralmente alinhadas. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente muito pouco aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente médios.

[0198] A Figura 13A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 3. Tal como com a Figura 12A, a Figura 13A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 13A ilustra as disposições geralmente mais alinhadas das fibras coletadas sobre um mandril giratório. Em particular, a comparação entre as Figuras 12A e 13A ilustra o efeito do uso de um mandril giratório em comparação a um coletor de folha, com relação ao alinhamento da fibra. A Figura 13B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 13A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 4 [0199] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 21,43 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,10 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0200] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma

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62/96 fiandeira a cerca de 6.000 RPM e coletada sobre um mandril giratório de 1,27 cm (0,5 polegada) de diâmetro. O mandril foi girado a cerca de 200 RPM durante este exemplo. O mandril foi posicionado a cerca de 24,1 cm (9,5 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0201] Observou-se que as fibras da malha obtida neste exemplo eram geralmente alinhadas. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente grande.

[0202] A Figura 14A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 4. A Figura 14A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 14B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 14A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 5 [0203] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 20,56 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,11 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0204] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 8.000 RPM e coletada em uma folha de 5,08 cm por 5,08 cm (2 polegadas por 2 polegadas) de papel alumínio. A folha de coleta foi posicionada a

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63/96 cerca de 24,1 cm (9,5 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0205] Observou-se que a malha criada neste exemplo tinha uma grande distribuição de diâmetros das fibras, incluindo algumas fibras muito grandes. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente grande.

[0206] A Figura 15A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 5. A Figura 15 reflete uma ampliação de 950X.

Exemplo 6 [0207] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 21,43 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,10 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0208] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 6.000 RPM e coletada em uma folha de 5,08 cm (2 polegadas por 2 polegadas) de papel alumínio. A folha de coleta foi posicionada a cerca de 24,1 cm (9,5 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

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64/96 [0209] Nenhuma formação de cápsula foi observada nas fibras desta malha. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente muito pouco aberta. De maneira similar, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente médios.

[0210] A Figura 16A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 6. A Figura 16A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 16B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 16A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 7 [0211] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 25,71 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,05 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0212] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 3.000 RPM e coletada em uma folha de 5,08 cm por 5,08 cm (2 polegadas por 2 polegadas) de papel alumínio. A folha de coleta foi posicionada a cerca de 25,4 cm (10 polegadas) da fiandeira. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0213] Este exemplo produziu as fibras com menor diâmetro dos exemplos aqui revelados. A malha resultante tinha cerca de 50 micrômetros de espessura. Foi

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65/96 ainda observado que a malha era geralmente fechada. Novamente, os diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente pequenos.

[0214] A Figura 17A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 7. A Figura 17A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 17B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 17A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 8 [0215] Uma dispersão em água de PTFE a 60% em peso foi misturada com PEO e água da seguinte forma: Água foi adicionada ao PEO para manter uma proporção de 2,86 ml de água por grama de PEO. A água e o PEO foram misturados até o PEO estar totalmente dissolvido e a solução criou um gel espesso. 24,00 ml de dispersão aquosa de PTFE a 60% em peso foram adicionados ao PEO dissolvido para obter uma mistura a 0,07 g/ml de PEO na dispersão de PTFE. A mistura foi filtrada através de um filtro de 70 micrômetros ou mais fino para remover quaisquer partículas grandes. A solução combinada foi, então, deixada em descanso e/ou misturada em um cilindro para frascos sem agitação até a solução obter homogeneidade; em alguns casos, este processo leva 24 a 48 horas.

[0216] A solução combinada foi, então, fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 3.500 RPM e coletada sobre um mandril giratório de 1,27 cm (0,5 polegada) de diâmetro. O mandril foi girado a cerca de 200 RPM durante este exemplo. O mandril foi posicionado horizontalmente neste exemplo. O mandril foi posicionado entre cerca de 10,2 cm e cerca de 15,2 cm (cerca de 4 polegadas e cerca de 6 polegadas) distante da fiandeira, ao longo do comprimento do mandril. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0217] A malha resultante tinha cerca de 45 micrômetros de espessura. Foi ainda observado que a malha era geralmente fechada. De maneira similar, os

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66/96 diâmetros das fibras observados eram diâmetros geralmente médios.

[0218] A Figura 18A é uma MEV da malha de PTFE fiada por rotação criada no procedimento do Exemplo 8. A Figura 18A reflete uma ampliação de 170X. A Figura 18B é uma MEV do PTFE fiado por rotação da Figura 18A em uma ampliação de 950X.

Exemplo 9 [0219] Dois tubos de nanofibra separados foram produzidos em um mandril giratório horizontal e cada tubo foi removido do mandril. Cada tubo foi produzido de acordo com o mesmo procedimento mencionado no Exemplo 8. O primeiro dos dois tubos foi, então, colocado sobre um mandril de 1,27 cm (0,5 polegada) de diâmetro e um filme de FEP sólido de 0,0025 cm (0,001 polegada) de espessura foi enrolado uma vez em volta do primeiro tubo e do mandril. O filme de FEP foi preso no lugar com um ferro de brasagem a cerca de 320 graus C.

[0220] O segundo tubo de nanofibra foi, então, puxado sobre a camada de filme de FEP e toda a construção foi colocada em um forno durante cerca de 21 minutos a cerca de 330 graus C. A construção foi removida do forno e resfriada naturalmente, e foi removida do mandril.

[0221] A Figura 19 é uma vista em seção transversal desta construção em camadas em uma ampliação de 370X. Conforme mostrado nesta figura, as camadas de topo e de fundo compreendem malhas de nanofibras, enquanto a camada de FEP intermediária pode ser configurada para ser mais impenetrável ao crescimento interno e/ou à fixação de tecido.

Exemplo 10 [0222] Uma mistura a 0,07 g/ml de PEO em uma dispersão de PTFE foi fiada por rotação a partir de uma fiandeira a cerca de 3.500 RPM e coletada em um mandril giratório. O mandril foi girado a cerca de 200 RPM e foi posicionado horizontalmente neste exemplo. O mandril foi posicionado entre cerca de 10,2 cm e cerca de 15,2 cm

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67/96 (cerca de 4 polegadas e cerca de 6 polegadas) distante da fiandeira, ao longo do comprimento do mandril. Os orifícios na fiandeira eram aberturas de cerca de 30 gauge. A malha foi, então, sinterizada a cerca de 385 graus C durante cerca de 10 minutos.

[0223] Um filme de FEP foi, então, colocado em torno da malha e do mandril e um material de invólucro externo foi aplicado para comprimir a construção. A construção foi, então, aquecida até cerca de 330 graus C durante cerca de 21 minutos. O FEP fundiu parcialmente e fluiu para dentro dos vãos ou espaços abertos na malha inicialmente formada. O invólucro de compressão foi, então, removido.

[0224] A Figura 20 é uma MEV da construção de PTFE/FEP em uma ampliação de 950X. A disposição e a interação do FEP com relação ao PTFE pode ser vista.

Exemplo 11: Ensaio de fixação de célula endotelial [0225] Em algumas modalidades, o grau de fixação de célula endotelial a um material pode ser determinado de acordo com o ensaio a seguir. Como usado aqui, os valores para a fixação de célula endotelial in vitro são determinados de acordo com o procedimento apresentado abaixo.

[0226] Neste teste, os materiais de amostra de PTFE fiado por rotação foram testados para determinar sua capacidade de suportar o crescimento e/ou a fixação de células endoteliais aórticas suínas. Um conjunto de materiais de amostra foi obtido a partir de uma das malhas de nanofibra de PTFE fiado por rotação descrita nos exemplos anteriores. Adicionalmente, os materiais A-I, descritos no Exemplo 14 abaixo, também foram analisados.

[0227] Primeiro, uma curva padrão com uma gama de densidades de semeadura de células endoteliais foi gerada para se correlacionar com as amostras do material de PTFE. Para gerar esta curva, uma placa de 96 poços foi preparada com conjuntos em duplicata de 0, 2,5 K, 5 K, 10 K, 20 K, 40 K, 60 K, e 80 K células endoteliais por poço em meio completo. As células endoteliais foram deixadas aderir ao poço

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68/96 durante 90 minutos a 37°C em 5% de CO2. Aos 90 minutos, 50 μΙ de uma solução estoque de trabalho de 1 mg/ml de XTT (2,3-bis-(2-metóxi-4-nitro-5-sulfofenil)-2H-tetrazólio-5-carboxanilida) e PMS (metil sulfato de 5-metilfenazínio) a 32 μΜ foram adicionados a cada poço e incubados a 37°C em 5% de CO2 durante 3 horas. As células respirando ativamente convertem o XTT solúvel em água na presença do PMS aceptor de elétrons intermediário em um produto de formazana solúvel em água de cor laranja. Desta forma, após o período de incubação, a formazana está em solução no meio em cada poço. Após a incubação, o meio em cada poço foi misturado de maneira uniforme por pipetagem e 150 μl foram transferidos para poços em uma nova placa de 96 poços. Quando o meio dos padrões e desconhecidos (descritos posteriormente) foi transferido para esta placa, a densidade óptica (OD) de cada poço foi lida a 450 nm e a 650 nm. A absorbância de fundo a 650 nm foi subtraída da absorbância a 450 nm e os resultados foram registrados em um gráfico.

[0228] Para uso na presente invenção, a densidade óptica mede a absorbância da luz na solução. Neste exemplo, quanto maior for o número de células aderidas ao material e disponíveis para reagir com o XTT/PMS, mais escura será a cor do sobrenadante (devido a uma quantidade aumentada de formazana) e, portanto, maior será a densidade óptica (ou absorbância da luz) da amostra. Presumindo que todas as células no experimento convertem XTT em seu derivado de formazana com a mesma taxa, a medição de densidade óptica é diretamente proporcional ao número de células fixadas.

[0229] Para quantificar as medições obtidas para os materiais de teste, uma curva padrão foi gerada mediante a medição da densidade óptica usando os poços que sabidamente continham 0, 2,5 K, 5 K, 10 K, 20 K, 40 K, 60 K, e 80 K células endoteliais por poço. As células endoteliais aórticas suínas foram cultivadas sobre as amostras de material de PTFE fiado por rotação para medir a fixação das células endoteliais às amostras do material. Além das amostras fiadas por rotação, inúmeras

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69/96 amostras de material de PTFE expandido (ePTFE) também foram testadas para fornecer uma referência ou comparação para os materiais fiados por rotação. O material de ePTFE usado foi o enxerto vascular Bard Impra Straight Thinwall Vascular Graft disponível para comercialização (n° de catálogo 80S06TW), que é frequentemente usado como um material de controle na literatura relevante, já que se sabe que ele tem uma resposta biológica favorável e fixação de célula endotelial favorável.

[0230] Primeiro, as amostras de material de PTFE a serem testadas e inúmeras cápsulas Beem foram esterilizadas com ETO. As amostras de material de PTFE foram colocadas dentro de cápsulas Beem em um campo asséptico. Os materiais de PTFE foram pré-umedecidos com 200 pl de D[0231] PBS (solução salina tamponada com fosfato de Dulbecco) durante 50 minutos. O D-PBS foi removido das cápsulas Beem contendo as amostras de material de PTFE e as cápsulas Beem foram então semeadas com 50 K células endoteliais em 200 pl de meio completo, com a exceção de uma cápsula Beem de controle que continha apenas meio completo. O controle de cápsula Beem apenas com meio para cada material de teste foi processado de forma idêntica às cápsulas Beem semeadas com células endoteliais. Uma curva padrão de células endoteliais suínas (anteriormente descritas) foi semeada para cada ensaio único de materiais de teste.

[0232] As células endoteliais foram deixadas aderir durante 90 minutos a 37°C em 5% de CO2. Aos 90 minutos, as cápsulas Beem foram enxaguadas para remover as células não aderidas. Primeiro o meio foi cuidadosamente removido e descartado. As cápsulas Beem foram então cuidadosamente enxaguadas com 200 pl de D-PBS, que foi removido e descartado. As cápsulas Beem então receberam 200 pl de meio fresco. 50 pl de uma solução estoque de trabalho de 1 mg/ml de XTT (2,3-bis-(2-metóxi-4-nitro-5-sulfofenil)-2H-tetrazólio-5-carboxanilida) e PMS (metilsulfato de 5-metilfenazínio) a 32 μΜ foram adicionados a cada cápsula Beem e incubados a 37°C em 5% de CO2 durante 3 horas. Tal como com os poços de curva padrão descritos acima,

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70/96 a formazana de XTT foi produzida em proporção ao número de células vivas aderidas dentro de cada cápsula. O meio em cada cápsula Beem foi misturado de maneira uniforme por pipetagem e 150 pl foram transferidos para um poço vazio na placa de 96 poços limpa contendo os sobrenadantes da série de curva padrão.

[0233] A densidade óptica (OD) dos sobrenadantes foi lida a 450 nm e 650 nm. A absorbância de fundo a 650 nm foi subtraída da absorbância a 450 nm e os resultados foram registrados em um gráfico. O número de células fixadas a cada amostra foi interpolado com os resultados da curva padrão.

[0234] O número de células fixadas aos materiais fiados por rotação foi comparado mediante normalização dos resultados para o número de células fixadas ao material de controle de ePTFE. A fixação de célula endotelial para todas as 10 amostras de material fiado por rotação (materiais A-I do Exemplo 14 e um material dos exemplos anteriores) era entre 38,9% e 170% (cerca de 40% a cerca de 170%) da fixação de célula endotelial ao material de controle de ePTFE. Nove dos 10 materiais tinham fixações de célula endotelial acima de 50%; oito dos 10 tinham acima de 60%; sete dos 10 acima de 70%; cinco dos 10 acima de 80%; quatro dos dez acima de 100%; três dos dez acima de 125%; e dois dos 10 tinham acima de 150% da fixação de célula endotelial do material de controle de ePTFE.

[0235] Os materiais aqui apresentados podem ser configurados para alcançar várias quantidades de fixação de célula endotelial in vitro conforme definido por este ensaio. Conforme descrito acima, alterações ao percentual de porosidade de uma malha, a espessura da malha e/ou o diâmetro das fibras que compreendem a malha podem influenciar as características da malha, incluindo a resposta do material a este ensaio. Desta forma, os materiais dentro do escopo desta descrição podem ter fixações de célula endotelial in vitro de mais de 30%, mais de 40%, mais de 50%, mais de 75%, mais de 100%, mais de 125%, mais de 150%, e mais de 170% da fixação de célula endotelial de um material de controle de ePTFE.

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Exemplo 12: Variações na RPM [0236] Uma mistura a 0,08 g/ml de PEO e uma dispersão de PTFE foi fiada por rotação a partir de uma fiandeira em várias velocidades de rotação de cerca de 4.500 RPM a cerca de 7.000 RPM. As fibras foram coletadas sobre uma folha plana e então sinterizadas a cerca de 385 graus C durante cerca de 15 minutos. As Figuras 21A a 21E são MEVs de cinco malhas produzidas em diferentes velocidades de rotação. A Figura 21A (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a 4.500 RPM. A Figura 21B (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a 5.000 RPM. A Figura 21C (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a 5.500 RPM. A Figura 21D (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a 6.000 RPM. A Figura 21E (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a 7.000 RPM.

[0237] Observou-se durante este experimento e experimentos relacionados que a velocidade de rotação ótima para uma dispersão dependeu ao menos parcialmente de outros parâmetros, como a viscosidade da solução. Em algumas modalidades, observou-se que velocidades de rotação particularmente altas ou particularmente baixas resultam em malhas com diâmetros de fibra particularmente grandes, pulverização, fibras rompidas, ou quebras. Uma variedade de velocidades de rotação pode ser usada, dependendo, por exemplo, do tipo de material a ser fiado e da viscosidade ou outros parâmetros de uma solução particular. Em algumas modalidades nas quais uma mistura de PEO/PTFE é fiada a partir de uma dispersão, as velocidades de rotação podem variar entre cerca de 1.000 RPM e cerca de 10.000 RPM, incluindo velocidades de rotação de cerca de 3.000 RPM a cerca de 5.500 RPM.

Exemplo 13: Variações na concentração de PEO/PTFE [0238] Conforme discutido com relação ao Exemplo 12, a viscosidade de uma dispersão ou mistura a ser fiada pode afetar a formação da fibra e da malha. Neste exemplo, várias concentrações da PEO na dispersão PTFE foram fiadas por rotação

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72/96 a 5.000 RPM. As fibras foram coletadas sobre uma folha plana e então sinterizadas a cerca de 385 graus C durante cerca de 15 minutos. As Figuras 22A a 22D são MEVs de quatro malhas produzidas por fiação de quatro diferentes concentrações. A Figura 22A (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,08 g/ml de PEO/PTFE. A Figura 22B (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,09 g/ml de PEO/PTFE. A Figura 22C (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,10 g/ml de PEO/PTFE. A Figura 22D (170X) é uma MEV de um material fiado por rotação fiado a partir de uma mistura de 0,11 g/ml de PEO/PTFE.

[0239] As misturas tendo concentrações maiores de PEO/dispersão PTFE tenderam a ser mais viscosas do que concentrações mais baixas. Novamente, foi observado que a viscosidade da mistura e a concentração de PEO afetou a formação e a deposição das fibras sobre o coletor. Uma variedade de misturas e viscosidades pode ser usada, dependendo, por exemplo, do tipo de material a ser fiado e da viscosidade ou outros parâmetros de uma solução particular. Em algumas modalidades nas quais uma mistura de PEO/PTFE é fiada a partir de uma dispersão, concentrações de PEO na dispersão de PTFE podem variar de cerca de 0,08 g/ml a cerca de 0,11 g/ml.

Exemplo 14: Resposta biológica in vivo [0240] Nove malhas de PTFE fiado por rotação, marcadas materiais A-I abaixo, e três construções em múltiplas camadas, marcadas materiais J, K, e L abaixo, foram preparadas para avaliar a biocompatibilidade relativa dos materiais in vivo. Os materiais A-I foram preparados por fiação por rotação de uma mistura de PEO/PTFE a 0,06 g/ml, coleta das fibras, e sinterização das malhas a 385 graus C. Vários tamanhos de medida de agulha e velocidades de rotação foram usadas para criar os materiais, conforme mostrado na Tabela 1 abaixo. Cada um dos materiais A-I foi medido para ter um percentual de porosidade entre cerca de 45% e cerca de 50%.

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Material	Tamanho da agulha (gauge)	RPM
A	32	7500
B	32	7500
C	32	7500
D	30	4500
E	30	4500
F	27	3500
G	27	3500
H	27	3500
I	27	5500

Tabela 1 [0241] As três construções em múltiplas camadas foram preparadas por fiação por rotação de uma mistura de PEO/PTFE a 0,06 g/ml usando agulhas de 30 gauge a 3.500 RPM. As fibras foram coletadas e sinterizadas a 385 graus C. As malhas de PTFE foram então combinadas com camadas adicionais de filme ou imersão, conforme indicado na Tabela 2 abaixo. Malha RS na Tabela 2 indica uma malha de PTFE fiado por rotação preparada conforme descrito neste parágrafo.

Material	Camada 1	Camada 2	Camada 3
J	Malha RS	Filme de FEP	Malha RS
K	Malha RS	Imersão de FEP	Malha RS
L	Malha RS	Imersão de FEP/PTFE	Malha RS

Tabela 2 [0242] Além dos materiais A-L, também foram avaliados para comparação dois materiais de endoprótese de PTFE expandido comercialmente disponíveis, designados ePTFE 1 e ePTFE 2 abaixo. O PTFE expandido (ePTFE) é um material produzido por estiramento de uma folha ou membrana de PTFE. Os materiais ePTFE 1

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74/96 e ePTFE 2 são usados para implantação no corpo humano e entende-se que geralmente possuem biocompatibilidade favorável. Adicionalmente, uma porção de um material de enxerto vascular de PTFE expandido, designado controle de ePTFE abaixo, também foi avaliada. Este material é um material de ePTFE disponível para comercialização produzido pela Bard que é frequentemente usado como um material de controle positivo na literatura relevante, já que ele geralmente mostra uma resposta biológica favorável. Finalmente, um material de polipropileno, designado controle de PP, foi avaliado como um controle negativo. O controle de PP foi utilizado como um controle negativo já que é geralmente considerado que ele gera uma resposta biológica inflamatória moderada a alta.

[0243] Compressas dos materiais A-L, ePTFE 1, ePTFE 2, controle de ePTFE, e controle de PP foram cortadas ou cortadas com perfurador para implantação subcutânea em modelos murinos. Múltiplas amostras de cada material foram preparadas. As amostras foram esterilizadas com ETO. Os indivíduos foram preparados para os procedimentos cirúrgicos estéreis. Cada indivíduo foi marcado na orelha para identificação única no estudo e a capacidade de avaliar os indivíduos com base no número do indivíduo para manter uma análise dos dados cega para o investigador, antes da decodificação dos mesmos.

[0244] Cada animal usado no estudo foi incluído aleatoriamente e recebeu entre 4 e 5 implantes subcutâneos; todos os implantes em um único indivíduo eram do mesmo tipo de material voltado para a mesma direção. A documentação de cada animal e os tipos de material implantados foram registrados em formulários individuais de cirurgia do animal.

[0245] Após duas semanas da implantação, todos os indivíduos foram eutanizados e, então, os materiais implantados e o tecido circundante foram removidos. Os explantes foram imediatamente colocados em 2% de paraformaldeído fixador por até 48 horas e, então, trocados para uma solução de etanol a 70% para processamento

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75/96 subsequente para inclusão em parafina. Antes da inclusão em parafina, cada amostra foi cortada ao meio e montada na parafina com o lado recém cortado para baixo. As amostras processadas para histologia e imuno-histoquímica foram coradas com hematoxilina e eosina ou tricromo, ou reagidas com anticorpos para CD-68 (um marcador para macrófagos ativados).

A. Pontuação inflamatória [0246] A resposta inflamatória aos vários materiais implantados foi comparada. Para quantificar a resposta inflamatória, uma equação estabelecida foi usada para fornecer peso para as intensidades de coloração e fornecer um valor quantitativo para as contagens de macrófagos e células ganho de corpo estranho (FBGC). A equação se baseou em equações usadas atualmente por patologistas na pesquisa do câncer chamadas a pontuação H (Nakopoulou et al., Human Pathology vol. 30, no. 4, abril de 1999). A pontuação H foi obtida pela fórmula:

[0247] (3 x porcentagem de núcleos fortemente corados) + (2 x porcentagem de núcleos moderadamente corados) + (porcentagem de núcleos fracamente corados) = uma faixa de 0 a 300 [0248] A pontuação inflamatória obtida por esta fórmula pode ser adicionalmente indexada usando uma abordagem qualitativa que considera os seguintes critérios (Nakoploulou et al., 1999):

[0249] 0 = negativo [0 a 50], 1 = reatividade leve [51 a 100], 2 = moderada [101 a 200], 3 = reatividade forte [201 a 300] [0250] Os núcleos fortemente corados foram representados em vermelho em uma marcação de cor falsa em um algoritmo digital, núcleos moderadamente corados foram representados por laranja na marcação de cor falsa, e núcleos fracamente corados foram representados por amarelo. A Figura 24 é uma imagem colorida de uma lâmina corada para uma amostra, dentro da lâmina corada original à esquerda, e a marcação intensificada digitalmente da mesma imagem à direita. Na lâmina marcada,

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76/96 vermelho, laranja, e amarelo representam o nível de coloração descrito acima, enquanto que o azul é negativo. A barra em preto na imagem é uma barra de escala de 100 pm. Lâminas similares para cada amostra foram analisadas. Pela inserção das contagens das lâminas marcadas na fórmula acima, uma resposta inflamatória quantitativa foi obtida para cada amostra. A pontuação inflamatória para cada material foi calculada como a média das escores de cada amostra do mesmo material. Uma análise ANOVA unidirecional com um teste post-hoc de Tukey (p<0,05) foi usada para avaliar as diferenças estatísticas.

[0251] Foi medido que todos os 12 materiais, A-L descritos acima, têm uma pontuação H inflamatória abaixo de 100, o que significa que todos os 12 materiais eram moderadamente reativos ou não reativos. Foi medido que 10 dos 12 materiais têm uma pontuação H inflamatória menor que 90, sete têm uma pontuação H inflamatória menor que 70, cinco têm uma pontuação H inflamatória menor que 55, três têm uma pontuação H inflamatória menor que 50, e dois têm uma pontuação H inflamatória menor que 40.

[0252] Em comparação, os materiais ePTFE 1 e ePTFE tiveram pontuações H inflamatórias médias de cerca de 67 e cerca de 85, respectivamente. O material de controle de ePTFE tinha uma pontuação H inflamatória média de cerca de 52 e o controle de PP tinha uma pontuação H inflamatória média de cerca de 153. Desta forma, por comparação, os materiais A-L mostraram pontuações H inflamatórias que foram comparáveis com, ou mais favoráveis que, os materiais comparativos que geralmente possuem respostas biológicas favoráveis. Adicionalmente, cada um dos materiais A-L mostrou uma pontuação H inflamatória menor que o controle PP mais reativo.

B. Avaliação da cápsula fibrosa [0253] A presença de uma cápsula fibrosa em cada amostra foi avaliada a partir de medições feitas a aproximadamente 100 pm das extremidades de cada

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77/96 amostra e, então, a cada 100 pm através da superfície superficial de cada amostra. A cápsula fibrosa média para cada tipo de material foi determinada pela média das medições obtidas a partir de cada amostra de cada tipo de material. A Figura 25 é uma imagem colorida exemplificadora de uma imagem de microscopia de luz de histologia corada com tricromo para uma amostra. A largura da cápsula fibrosa, medida em dois pontos na imagem, é mostrada sinalizada na imagem. Adicionalmente, uma barra de escala de 100 pm é mostrada na imagem. Imagens similares foram analisadas para cada amostra. Uma análise ANOVA unidirecional com um teste post-hoc de Tukey (p<0,05) foi usada para avaliar as diferenças estatísticas.

[0254] Foi medido que todos os 12 materiais, A-L descritos acima, têm uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm, com 10 dos 12 tendo uma espessura média menor que 30 pm, nove tendo uma espessura média menor que 25 pm, cinco tendo uma espessura média menor que 20 pm, e três tendo uma espessura média menor que 15 pm.

[0255] Em comparação, os materiais ePTFE 1 e ePTFE tiveram espessuras médias da cápsula fibrosa de cerca de 31 pm e cerca de 20 pm, respectivamente. O material de controle de ePTFE tinha uma espessura média da cápsula fibrosa de cerca de 22 pm e o controle de PP tinha uma espessura média da cápsula fibrosa de cerca de 20 pm. Tal como com a pontuação H inflamatória, foi observado que os materiais A-L mostraram espessuras médias da cápsula fibrosa que eram similares, ou mais favoráveis que, os materiais comparativos que são conhecidos por geralmente ter boa biocompatibilidade.

C. Penetração celular [0256] A penetração celular como uma porcentagem da espessura do material foi determinada fazendo-se medições da espessura do material em intervalos de 100 pm em cada amostra, assim como da profundidade da penetração celular a partir da superfície superficial em direção à linha média. O percentual de penetração celular foi

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78/96 medido apenas do lado superficial das amostras. A Figura 26 é uma imagem colorida de uma imagem de microscopia de luz de histologia corada com tricromo para uma amostra de material J, uma construção em três camadas compreendendo uma camada de filme de FEP entre duas camadas de PTFE fiado por rotação. As linhas vermelhas pontilhadas sinalizadas na imagem indicam os contornos da camada de FEP, com as camadas de PTFE fiado por rotação de cada lado. A seta preta dupla indica a distância relativa da penetração celular e a mancha positiva indica a presença de células dentro do material. Lâminas similares foram analisadas para cada amostra, e a média dos resultados foi medida para cada material. Uma análise ANOVA unidirecional com um teste post-hoc de Tukey (p<0,05) foi usada para avaliar as diferenças estatísticas.

[0257] Dos nove materiais de camada única, A-I, descritos acima, foi medido que oito tinham uma penetração celular média acima de 98%, com seis medindo 99,99% ou mais. Um dos nove materiais, A-I, tinha uma penetração celular média de cerca de 64%. Em comparação, os materiais ePTFE 1 e ePTFE tiveram uma penetração celular média de cerca de 23% e cerca de 33%, respectivamente. O material de controle de ePTFE tinha uma penetração celular média de cerca de 23% e o controle de PP tinha uma penetração celular média de zero, o que significa que o material era substancialmente impenetrável ao crescimento interno celular. Desta forma, foi observado que todos os nove materiais de camada única, A-I, mostram penetração celular maior que os materiais comparativos que geralmente são conhecidos por ter boa biocompatibilidade. Além disso, foi mostrado que a diferença na penetração celular entre cada um dos materiais A-I e qualquer um dentre ePTFE 1, ePTFE 2, controle de ePTFE, e o controle de PP é estatisticamente significativa.

[0258] Os materiais J-L eram construções em múltiplas camadas, o que significa que a penetração celular total pode ser afetada pela presença de múltiplas camadas. Em alguns casos, pode ser desejável construir um stent que tem determinadas

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79/96 camadas configuradas para permitir a penetração celular e determinadas camadas configuradas para resistir à penetração celular. Por exemplo, um stent pode compreender camadas internas e externas configuradas para permitir o crescimento interno celular com uma camada intermediária configurada para resistir a tal crescimento interno. As camadas externas e internas podem ser configuradas para aumentar a biocompatibilidade da construção enquanto a camada intermediária resiste ao crescimento completamente através da construção (o que pode levar a reestenose). A lâmina da Figura 26 ilustra esta modalidade, que tem camadas externas permeáveis e uma camada intermediária configurada para resistir ao crescimento interno. Conforme mostrado na Figura 26, a lâmina indica essencialmente 100 por cento de penetração celular nas camadas externas fiadas por rotação, conforme mostrado pela presença de células coradas neste material. Por outro lado, a camada de FEP, indicada pelas linhas vermelhas tracejadas, mostra substancialmente nenhuma penetração celular. As construções imersas mostraram uma resposta similar, com as camadas imersas mostrando substancialmente nenhuma penetração celular.

Modalidades exemplificadoras [0259] As modalidades a seguir são ilustrativas e exemplificadoras e não pretendidas como uma limitação do escopo da presente descrição de nenhuma forma.

I. Dispositivo médico [0260] Em uma modalidade, um dispositivo médico compreende uma primeira camada de politetrafluoretileno (PTFE) fiado por rotação.

[0261 ] O PTFE fiado por rotação pode compreender uma malha de nanofibras de PTFE.

[0262] O PTFE fiado por rotação pode compreender uma malha de microfibras de PTFE.

[0263] O PTFE fiado por rotação pode ser fiado por rotação através de um orifício.

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80/96 [0264] O dispositivo médico pode compreender adicionalmente uma segunda camada de fibras de PTFE fiado por rotação, sendo que a primeira camada de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma primeira superfície do dispositivo médico e a segunda camada de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma segunda superfície do dispositivo médico.

[0265] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade entre cerca de 30% e cerca de 80%.

[0266] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade entre cerca de 40% e cerca de 60%.

[0267] A primeira camada do PTFE fiado por rotação pode ter um tamanho médio de poro configurado para permitir crescimento interno de tecido sobre a primeira superfície do dispositivo médico.

[0268] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode permitir crescimento interno de tecido.

[0269] A segunda camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade de cerca de 50% ou menos.

[0270] A segunda camada de PTFE fiado por rotação pode ter um tamanho médio de poro configurado para resistir ao crescimento interno de tecido para o interior ou através da segunda superfície do dispositivo médico.

[0271] O dispositivo médico pode compreender adicionalmente uma braçadeira em posição adjacente a uma extremidade do dispositivo médico, a braçadeira configurada para permitir o crescimento interno de tecido para o interior da braçadeira, ou a fixação de tecido a ela.

[0272] Uma camada de fixação pode estar disposta entre a primeira camada de PTFE fiado por rotação e a segunda camada de PTFE fiado por rotação.

[0273] A camada de fixação pode ser configurada para inibir o crescimento interno de tecido para dentro da camada de fixação, ou através dela.

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81/96 [0274] A camada de fixação pode ser configurada para inibir a migração de fluido através da camada de fixação.

[0275] A primeira e a segunda camadas de PTFE fiado por rotação e a camada de fixação podem ser configuradas para inibir uma resposta inflamatória desfavorável.

[0276] A primeira e a segunda camadas de PTFE fiado por rotação e a camada de fixação podem ser configuradas para inibir o crescimento de tecido hiperplásico, incluindo hiperplasia neointimal ou pseudointimal.

[0277] A camada de fixação pode compreender PTFE.

[0278] A camada de fixação pode ser um polímero termoplástico.

[0279] A camada de fixação pode ser um etileno propileno fluorado (FEP).

[0280] O FEP pode se ligar parcialmente às fibras da primeira e da segunda camadas de PTFE fiado por rotação.

[0281] O FEP pode fluir para o interior e revestir as fibras da primeira e da segunda camadas de PTFE fiado por rotação.

[0282] O FEP pode revestir as fibras da primeira e da segunda camadas, enquanto mantém a porosidade das camadas.

[0283] O PTFE fiado por rotação pode ser formado de uma mistura que compreende PTFE, poli(óxido de etileno) (PEO) e água.

[0284] A mistura pode ser formada pela combinação de uma dispersão de PTFE com PEO dissolvido em água.

[0285] O PTFE pode ser fiado por rotação na ausência de um campo elétrico.

[0286] O dispositivo médico pode compreender adicionalmente um lúmen principal que se estende até uma bifurcação e dois lúmens de ramificação que se estendem a partir da bifurcação.

[0287] O dispositivo médico pode compreender adicionalmente um lúmen principal e um ou mais lúmens de ramificação que se estendem a partir de uma parede

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82/96 do lúmen principal.

[0288] O dispositivo médico pode compreender, ainda, uma camada de reforço.

[0289] A camada de reforço pode compreender uma camada de fixação.

[0290] A camada de reforço pode ser compreendida de PTFE expandido (ePTFE).

[0291] O ePTFE pode ser orientado para conferir uma propriedade particular em uma direção particular.

[0292] O ePTFE pode ser orientado para resistir ao deslizamento em ao menos uma direção.

[0293] O dispositivo médico pode compreender múltiplas camadas de reforço configuradas para conferir uma ou mais propriedades em uma ou mais direções.

[0294] II. Stent [0295] Em uma modalidade, um stent compreende uma estrutura configurada para resistir à compressão radial quando disposta em um lúmen de um paciente, e uma cobertura disposta sobre pelo menos uma porção da estrutura de armação, a cobertura compreendendo uma primeira camada de politetrafluoretileno (PTFE) fiado por rotação.

[0296] O PTFE fiado por rotação pode compreender uma malha de nanofibras de PTFE.

[0297] O PTFE fiado por rotação pode compreender uma malha de microfibras de PTFE.

[0298] O PTFE fiado por rotação pode ser fiados por rotação através de um orifício.

[0299] O stent pode compreender adicionalmente uma segunda camada de fibras de PTFE fiado por rotação, sendo que o stent tem formato geralmente tubular e a primeira camada de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma

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83/96 superfície interna do stent e a segunda camada de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma superfície externa do stent.

[0300] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade entre cerca de 30% e cerca de 80%.

[0301] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade entre cerca de 40% e cerca de 60%.

[0302] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode ter um tamanho médio de poro configurado para permitir o crescimento interno de tecido na superfície interna do stent.

[0303] A primeira camada de PTFE fiado por rotação pode permitir crescimento interno de tecido.

[0304] A segunda camada de PTFE fiado por rotação pode ter um percentual médio de porosidade de cerca de 50% ou menos.

[0305] A segunda camada de PTFE fiado por rotação pode ter um tamanho médio de poro configurado para resistir ao crescimento interno de tecido para o interior ou através da segunda camada do PTFE fiado por rotação.

[0306] O stent pode compreender adicionalmente uma braçadeira em posição adjacente a uma extremidade do stent, a braçadeira configurada para permitir o crescimento interno de tecido para o interior da braçadeira.

[0307] Uma camada de fixação pode estar disposta entre a primeira camada de PTFE fiado por rotação e a segunda camada de PTFE fiado por rotação.

[0308] A camada de fixação pode ser configurada para inibir o crescimento interno de tecido para dentro da camada de fixação.

[0309] A camada de fixação pode ser configurada para inibir a migração de fluido através da camada de fixação.

[0310] A camada de fixação pode compreender PTFE.

[0311] A camada de fixação pode ser um polímero termoplástico.

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84/96 [0312] A camada de fixação pode ser etileno propileno fluorado (FEP).

[0313] O FEP pode se ligar parcialmente às fibras da primeira e da segunda camadas de PTFE fiado por rotação.

[0314] A segunda camada de material de PTFE fiado por rotação pode ser configurada para permitir o crescimento interno de tecido para dentro da segunda camada para reduzir migração do dispositivo.

[0315] A primeira e a segunda camadas de PTFE fiado por rotação e a camada de fixação podem ser configuradas para inibir o crescimento de tecido hiperplásico, tal como hiperplasia neointimal ou pseudointimal.

[0316] A primeira e a segunda camadas de PTFE fiado por rotação e a camada de fixação podem ser configuradas para inibir uma resposta inflamatória desfavorável.

[0317] O FEP pode fluir para o interior e revestir as fibras da primeira e da segunda camadas de PTFE fiado por rotação.

[0318] O FEP pode revestir as fibras da primeira e da segunda camadas, enquanto mantém a porosidade das camadas.

[0319] O PTFE fiado por rotação pode ser formado de uma mistura que compreende PTFE, poli(óxido de etileno) (PEO) e água.

[0320] A mistura pode ser formada pela combinação de uma dispersão de PTFE com PEO dissolvido em água.

[0321] O PTFE fiado por rotação pode ser fiado por rotação sobre um mandril giratório.

[0322] O PTFE pode ser fiado por rotação na ausência de um campo elétrico.

[0323] A estrutura pode ser compreendida de um único fio.

[0324] O fio pode ser enrolado em formato helicoidal em torno de um eixo central do stent.

[0325] O fio pode ter um padrão ondulado definindo ápices e braços.

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85/96 [0326] Ápices alternados em posição adjacente a uma extremidade do stent podem ter diferentes alturas relativas.

[0327] Cada ápice pode ter um raio entre cerca de 0,12 mm e 0,64 mm.

[0328] O stent pode ter uma primeira porção disposta próximo do corpo intermediário do stent e uma segunda e terceira porções dispostas próximo das extremidades do stent, e os braços dispostos dentro da segunda e terceira porções podem ser relativamente mais longos que os braços dispostos dentro da primeira porção.

[0329] Uma distância, comprimento de ápice a ápice, pode ser definida como a distância entre um primeiro ápice e um segundo ápice, sendo que o primeiro ápice se situa em uma primeira espiral de fio e o segundo ápice se situa em uma segunda espiral de fio adjacente à primeira espiral, e sendo que o primeiro ápice e o segundo ápice se situam substancialmente sobre uma linha sobre a superfície externa do stent, a linha sendo coplanar com e paralela a um eixo central do stent, sendo que a distância ápice a ápice pode ser menor no corpo intermediário do stent, em relação à distância ápice a ápice próximo das extremidades do stent.

[0330] O stent pode ser estruturado de modo que uma porção de corpo intermediário do stent seja relativamente menos compressível que uma primeira e uma segunda extremidades do stent.

[0331] O stent pode compreender adicionalmente um lúmen principal que se estende até uma bifurcação e dois lúmens de ramificação que se estendem a partir da bifurcação.

[0332] O stent pode compreender adicionalmente um lúmen principal e um ou mais lúmens de ramificação que se estendem a partir de uma parede do lúmen principal.

[0333] O stent pode compreender adicionalmente uma camada de reforço.

[0334] A camada de reforço pode compreender uma camada de fixação.

[0335] A camada de reforço pode ser compreendida de PTFE expandido

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86/96 (ePTFE).

[0336] O ePTFE pode ser orientado para conferir uma propriedade particular em uma direção particular.

[0337] O ePTFE pode ser orientado para resistir ao deslizamento em ao menos uma direção.

[0338] O stent pode compreender múltiplas camadas de reforço configurada para conferir uma ou mais propriedades em uma ou mais direções.

III. Método de construção de um dispositivo médico [0339] Em uma modalidade, um método para construir um dispositivo médico compreende fiar por rotação um primeiro tubo de politetrafluoretileno (PTFE) sobre um mandril e sinterizar o primeiro tubo.

[0340] O primeiro tubo de PTFE pode ser fiado por rotação sobre um mandril giratório.

[0341] O mandril pode ser posicionado em posição substancialmente ortogonal a um eixo de rotação de uma fiandeira de fiação por rotação.

[0342] Um segundo tubo de PTFE fiado por rotação pode ser aplicado em torno da primeira camada.

[0343] Uma estrutura de armação pode ser aplicada em torno do primeiro tubo e uma camada de etileno propileno fluorado (FEP) pode ser aplicada em torno do primeiro tubo e da estrutura de armação, antes da aplicação do segundo tubo de PTFE fiado por rotação.

[0344] A camada FEP pode ser configurada para inibir o crescimento interno de tecido para dentro da camada de FEP, ou através dela.

[0345] O dispositivo médico pode ser aquecido de modo que a camada de FEP se ligue ao primeiro e segundo tubos.

[0346] O FEP pode se ligar parcialmente às fibras do primeiro e do segundo tubos.

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87/96 [0347] O FEP pode fluir para o interior e revestir as fibras do primeiro e segundo tubos.

[0348] O FEP pode revestir a fibra do primeiro e segundo tubos, enquanto mantém a porosidade dos tubos.

[0349] O segundo tubo de PTFE fiado por rotação pode ser formado por fiação por rotação do segundo tubo de PTFE sobre um mandril giratório e sinterização do segundo tubo.

[0350] Um invólucro de compressão pode ser aplicado em torno do segundo tubo antes de o dispositivo médico ser tratado por calor.

[0351] A fiação por rotação do primeiro tubo de PTFE pode compreender misturar uma dispersão de PTFE com poli(óxido de etileno) (PEO), sendo que o PEO é dissolvido em água para formar uma mistura, e descarregar a mistura a partir de um orifício sobre um mandril giratório.

[0352] A mistura pode ser descarregada por força centrífuga.

[0353] Uma braçadeira pode ser acoplada a uma extremidade do dispositivo médico, a braçadeira sendo configurada para permitir crescimento interno de tecido para dentro da braçadeira.

[0354] O PTFE pode ser fiado por rotação na ausência de um campo elétrico.

[0355] O mandril pode compreender uma porção principal e duas porções de perna, a porção principal sendo configurada para coincidir com um lúmen principal de um dispositivo médico bifurcado e as duas porções de perna configuradas para coincidir com as porções de perna do dispositivo médico bifurcado.

[0356] As duas porções de perna do mandril podem ser removíveis da porção principal do mandril.

[0357] O primeiro tubo pode ser fiado por rotação por girar o mandril em torno de um eixo das porções de perna do mandril enquanto as fibras são fiadas por rotação e girar o mandril em torno de um eixo da porção principal do mandril enquanto as

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88/96 fibras são fiadas por rotação.

IV. Método para promover crescimento da célula endotelial [0358] Em uma modalidade, um método para promover o crescimento da célula endotelial sobre um dispositivo médico implantável compreende implantar o dispositivo médico em um paciente, sendo que o dispositivo médico é revestido com pelo menos uma camada de polímero fibroso fiado que tem um percentual de porosidade entre cerca de 30% e cerca de 80%, de modo que as células endoteliais cresçam sobre a superfície da pelo menos uma camada de polímero, ou se fixem a ela.

[0359] O dispositivo médico implantável pode compreender um stent coberto ou uma endoprótese.

[0360] O dispositivo médico implantável pode compreender um enxerto.

[0361] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode compreender uma camada de PTFE fibroso.

[0362] O dispositivo médico pode ser revestido com uma segunda camada de polímero que inibe o crescimento interno de tecido.

[0363] A segunda camada de polímero pode compreender uma camada de FEP.

[0364] O PTFE fibroso pode compreender uma malha de fibra de microfibras ou nanofibras de PTFE aleatórias fiadas por rotação.

[0365] A pelo menos uma camada de polímero do dispositivo médico implantado pode ser configurada para permitir pelo menos 50% de fixação de célula endotelial in vitro em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0366] A pelo menos uma camada de polímero do dispositivo médico implantado pode ser configurada para permitir pelo menos 75% de fixação de célula endotelial in vitro em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0367] A pelo menos uma camada de polímero do dispositivo médico implantado pode ser configurada para permitir pelo menos 100% de fixação de célula

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89/96 endotelial in vitro em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0368] A pelo menos uma camada de polímero do dispositivo médico implantado pode ser configurada para permitir pelo menos 125% de fixação de célula endotelial in vitro em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0369] A pelo menos uma camada de polímero do dispositivo médico implantado pode ser configurada para permitir pelo menos 150% de fixação de célula endotelial in vitro em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0370] O percentual de porosidade da pelo menos uma camada de polímero pode ser entre cerca de 40% e cerca de 60%.

[0371] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento da célula endotelial, a camada de polímero fibroso fiada pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 90%, 95%, ou 100% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0372] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial, a camada de polímero fibroso fiada pode ser configurada para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal.

[0373] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial, a camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 100, 90, 70, ou 50 duas semanas após a implantação em murinos.

[0374] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial, a camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, pode ser configurada para resistir à formação de cápsula fibrosa, de modo que a camada de polímero fibroso fiada tem uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm, 30 pm, 25 pm, 20 pm, ou 15 pm duas semanas após a implantação em murinos.

V. Método para promover crescimento celular em um dispositivo médico implantável

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90/96 [0375] Em uma modalidade, um método para promover o crescimento celular em um dispositivo médico implantável compreende obter um dispositivo médico revestido com pelo menos uma camada de polímero fibroso fiada e pelo menos uma camada que é substancialmente impenetrável ao crescimento celular, e implantar o dispositivo médico em um paciente de modo que a camada de polímero fibroso do dispositivo médico esteja em contato direto com o fluido corporal ou tecido corporal.

[0376] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0377] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 75% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0378] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 90% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0379] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 95% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0380] A pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos substancialmente 100% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0381] A pelo menos uma camada substancialmente impenetrável pode ser configurada para permitir menos de 20% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0382] A pelo menos uma camada substancialmente impenetrável pode ser configurada para permitir menos de 10% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

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91/96 [0383] A pelo menos uma camada substancialmente impenetrável pode ser configurada para não permitir substancialmente nenhuma penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0384] A pelo menos uma camada substancialmente impenetrável pode ser configurada para inibir a migração de fluido através da camada.

[0385] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial sobre um dispositivo médico implantável, a pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 100%, 125%, ou 150% de fixação de célula endotelial in vitro, em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0386] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial em um dispositivo médico implantável, a pelo menos uma camada de polímero fibroso pode ser configurada para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal.

[0387] Em qualquer um dos métodos acima para promover o crescimento de célula endotelial sobre um dispositivo médico implantável, a pelo menos uma camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 100, 90, 70, ou 50 duas semanas após a implantação em murinos.

[0388] Em qualquer um dos métodos acima para promover crescimento de célula endotelial sobre um dispositivo médico implantável, a pelo menos uma camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ser configurada para resistir à formação de cápsula fibrosa, de modo que a camada de polímero fibroso fiada tem uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm, 30 pm, 25 pm, 20 pm, ou 15 pm duas semanas após a implantação em murinos.

VI. Método para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável [0389] Em uma modalidade, um método para inibir uma resposta de

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92/96 hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável compreende implantar o dispositivo médico em um paciente, sendo que o dispositivo médico é revestido com uma camada de polímero fibroso fiada que compreende uma malha porosa e uma segunda camada de polímero que inibe o crescimento interno de tecido para dentro ou através da segunda camada de polímero.

[0390] A camada de polímero fibroso pode permitir crescimento ou fixação de célula endotelial sobre a superfície da camada de polímero fibroso.

[0391] A camada de polímero fibroso pode compreender uma camada de PTFE fibroso e a segunda camada de polímero pode compreender uma camada de FEP.

[0392] O dispositivo médico pode ser revestido com uma terceira camada de polímero que compreende uma camada de PTFE fibroso, de modo que a camada de FEP está disposta entre a camada de polímero fibroso e a terceira camada de polímero.

[0393] A camada de polímero fibroso e a terceira camada de polímero podem compreender, cada uma, uma malha de micro ou nanofibra de PTFE fiado por rotação.

[0394] A segunda camada de polímero pode compreender uma malha de FEP fiado por rotação.

[0395] Em qualquer um dos métodos acima para inibir a resposta de hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 100%, 125%, ou 150% de fixação de célula endotelial in vitro, em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0396] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 90%, 95%, ou 100% de penetração celular in vivo duas semanas após a implantação em murinos.

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93/96 [0397] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 100, 90, 70, ou 50 duas semanas após a implantação em murinos.

[0398] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ser configurada para resistir à formação de cápsula fibrosa, de modo que a camada de polímero fibroso tem uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm, 30 pm, 25 pm, 20 pm, ou 15 pm duas semanas após a implantação em murinos.

VII. Método para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável [0399] Em uma modalidade, um método para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável compreende implantar o dispositivo médico em um paciente, o dispositivo médico sendo revestido com uma camada de polímero fibroso fiada, sendo que a camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, tem uma pontuação H menor que 100 duas semanas após a implantação em murinos.

[0400] A camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 90 duas semanas após a implantação em murinos.

[0401] A camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 70 duas semanas após a implantação em murinos.

[0402] A camada de polímero fibroso fiada, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 50 duas semanas após a implantação em murinos.

[0403] A camada de polímero fibroso pode compreender uma malha porosa de PTFE fiado por rotação.

[0404] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso pode ser

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94/96 configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 100%, 125%, ou 150% de fixação de célula endotelial in vitro, em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0405] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 90%, 95%, ou 100% de penetração celular in vivo duas semanas após a implantação em murinos.

[0406] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal.

[0407] Em qualquer um dos métodos acima para inibir uma resposta inflamatória a um dispositivo médico implantável, a camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ser configurada para resistir à formação de cápsula fibrosa, de modo que a camada de polímero fibroso tem uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm, 30 pm, 25 pm, 20 pm, ou 15 pm duas semanas após a implantação em murinos.

VIII. Método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa sobre um dispositivo médico [0408] Em uma modalidade, um método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa em um dispositivo médico compreende implantar o dispositivo médico em um paciente, sendo que o dispositivo médico é revestido com uma camada de polímero fibroso fiada, sendo que a camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, é configurada para resistir à formação de cápsula fibrosa, de modo que a camada de polímero fibroso tem uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 35 pm duas semanas após a implantação em murinos.

[0409] A camada de polímero fibroso pode ter uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 30 pm duas semanas após a implantação em murinos.

[0410] A camada de polímero fibroso pode ter uma espessura média da

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95/96 cápsula fibrosa menor que 25 pm duas semanas após a implantação em murinos.

[0411] A camada de polímero fibroso pode ter uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 20 pm duas semanas após a implantação em murinos.

[0412] A camada de polímero fibroso pode ter uma espessura média da cápsula fibrosa menor que 15 pm duas semanas após a implantação em murinos.

[0413] A camada de polímero fibroso pode compreender uma malha porosa de PTFE fiado por rotação.

[0414] Em qualquer um dos métodos acima para o método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa sobre um dispositivo médico, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 100%, 125%, ou 150% de fixação de célula endotelial in vitro, em comparação a um material de controle de ePTFE.

[0415] Em qualquer um dos métodos acima para o método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa sobre um dispositivo médico, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para permitir pelo menos 50%, 75%, 90%, 95%, ou 100% de penetração celular, in vivo, duas semanas após a implantação em murinos.

[0416] Em qualquer um dos métodos acima para o método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa sobre um dispositivo médico, a camada de polímero fibroso pode ser configurada para inibir uma resposta de hiperplasia neointimal.

[0417] Em qualquer um dos métodos acima para o método para inibir o crescimento de uma cápsula fibrosa sobre um dispositivo médico, a camada de polímero fibroso, quando colocada in vivo, pode ter uma pontuação H menor que 100, 90, 70, ou 50 duas semanas após a implantação em murinos.

[0418] Embora modalidades específicas de stents e outros dispositivos médicos tenham sido ilustradas e descritas, deve ser compreendido que a descrição fornecida não se limita à exata configuração e aos componentes revelados. Várias modificações, alterações, e variações aparentes daqueles versados na técnica que têm

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96/96 o benefício desta descrição podem ser feitas na disposição, operação, e detalhes dos métodos e sistemas revelados, com o auxílio da presente descrição.

[0419] Sem elaboração adicional, acredita-se que um versado na técnica pode usar a descrição anterior para utilizar a presente invenção em sua extensão mais completa. Os exemplos e modalidades apresentadas na presente invenção devem ser considerados como meramente ilustrativos e exemplificadores e não como uma limitação do escopo da presente descrição de nenhuma forma. Será aparente aos versados na técnica, e tendo o benefício desta descrição, que alterações podem ser feitas aos detalhes das modalidades acima descritas sem que se desvie dos princípios subjacentes da descrição da presente invenção.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Dispositivo médico CARACTERIZADO pelo fato de que compreende: uma camada mais interna de politetrafluoretileno (PTFE) fiado por rotação; uma camada mais externa de PTFE; e uma camada de fixação disposta entre a camada mais interna e a camada mais externa, em que a camada de fixação é impermeável ao crescimento interno de tecido através da camada de fixação.
2. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada mais interna de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma primeira superfície do dispositivo médico e a camada mais externa de PTFE fiado por rotação está disposta de modo a definir uma segunda superfície do dispositivo médico.
3. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada mais interna de PTFE fiado por rotação tem um percentual médio de porosidade entre cerca de 30% e cerca de 80%.-
4. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada mais interna do PTFE fiado por rotação tem um tamanho médio de poro configurado para permitir crescimento interno de tecido sobre a primeira superfície do dispositivo médico.
5. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada mais externa de PTFE fiado por rotação tem uma porosidade média percentual de cerca de 50% ou menos.
6. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 2, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada mais externa de PTFE fiado por rotação tem um tamanho médio de poro configurado para resistir ao crescimento interno de tecido para o interior ou através da segunda superfície do dispositivo médico.
7. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO

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2/4 pelo fato de que a camada de fixação é configurada para inibir o crescimento interno de tecido para o interior ou através da camada de fixação.
8. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada de fixação é configurada para inibir a migração de fluido através da camada de fixação.
9. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que as camadas mais interna e mais externa de PTFE fiado por rotação e da camada de fixação são configuradas para inibir uma resposta inflamatória desfavorável.
10. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 9, CARACTERIZADO pelo fato de que as camadas mais interna e mais externa de PTFE fiado por rotação e da camada de fixação são configuradas para inibir o crescimento de tecido hiperplásico, incluindo hiperplasia neointimal ou pseudointimal.
11. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada de fixação é etileno propileno fluorado (FEP).
12. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 11, CARACTERIZADO pelo fato de que o FEP se liga parcialmente às fibras das camadas mais interna e mais externa de PTFE fiado por rotação.
13. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que o PTFE é fiado por rotação na ausência de um campo elétrico.
14. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que compreende ainda uma camada de reforço.
15. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 14, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada de reforço compreende uma camada de fixação.
16. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 14, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada de reforço compreende PTFE expandido (ePTFE).
17. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 16, CARACTERIZADO

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3/4 pelo fato de que o ePTFE está orientado para conferir uma propriedade particular em uma direção particular.
18. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 17, CARACTERIZADO pelo fato de que o ePTFE está orientado para resistir à deformação em pelo menos uma direção.
19. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 14, CARACTERIZADO pelo fato de que compreende múltiplas camadas de reforço configuradas para conferir uma ou mais propriedades em uma ou mais direções.
20. Dispositivo médico, de acordo com a reivindicação 1, CARACTERIZADO pelo fato de que a camada de fixação é não fibrosa.
21. Método para construir um dispositivo médico, conforme definido em qualquer uma das reivindicações 1 a 20, CARACTERIZADO pelo fato de que compreende:

fiar por rotação um primeiro tubo de politetrafluoretileno (PTFE) sobre um mandril, em que o PTFE é expelido de um ou mais orifícios, e sinterizar o primeiro tubo.
22. Método, de acordo com a reivindicação 21, CARACTERIZADO pelo fato de que o primeiro tubo de PTFE é fiado por rotação sobre um mandril giratório.
23. Método, de acordo com a reivindicação 21, CARACTERIZADO pelo fato de que um segundo tubo de PTFE fiado por rotação é aplicado em torno da primeira camada.
24. Método, de acordo com a reivindicação 23, CARACTERIZADO pelo fato de que uma estrutura de armação é aplicada em torno do primeiro tubo e uma camada de etileno propileno fluorado (FEP) é aplicada em torno do primeiro tubo e da estrutura de armação, antes da aplicação do segundo tubo de PTFE fiado por rotação.
25. Método, de acordo com a reivindicação 21, CARACTERIZADO pelo fato de que a fiação por rotação do primeiro tubo de PTFE compreende misturar uma dispersão de PTFE com poli(óxido de etileno) (PEO), em que o PEO é dissolvido em

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4/4 água para formar uma mistura, e descarregar a mistura de um orifício sobre um mandril giratório.
26. Método, de acordo com a reivindicação 21, CARACTERIZADO pelo fato de que o PTFE é fiado por rotação na ausência de um campo elétrico.