JP2015504739A - 回転スパン材料で被覆した医療器具及びその製造方法 - Google Patents
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Abstract
医療器具又はプロテーゼは、回転スパンポリマーを含む回転スパンナノファイバの１つ以上の層を含んでもよい。回転スパン材料は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の層を含む層を含んでもよい。ある多孔性を有する回転スパンナノファイバマットは、プロテーゼへの組織内殖又は付着を可能にすることができる。更に、１つ以上のカフが組織内殖を可能にしてプロテーゼを固定するように構成されてもよい。【選択図】 図３Ａ
Description
本開示は全体として、医療器具に関する。より具体的には、本開示は、特に、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等のポリマーを含む回転スパン材料で被覆又はコーティングされるように構成される医療器具又は他のプロテーゼに関する。
本特許申請又は出願申請は、カラーで表される少なくとも１つの図面を含む。カラー図面を含む本特許又は特許出願公報のコピーは、請求があれば必要な手数料の支払いにより官庁より提供される。
本明細書に開示される実施形態は、添付の図面とともに以下の説明及び添付の請求項から充分に明らかになると思われる。これらの図面は、典型的な実施形態のみを示し、それは、以下の添付の図面を用いて更なる特性及び詳細が示される
医療器具は、様々な目的のために様々な体腔内に展開される。ステントは、例えば、中心静脈系の内腔内の閉塞の治療を含む様々な治療目的に対して、中心静脈系に展開される。本開示は、中心静脈（「ＣＶ」）系、末梢血管（「ＰＶ」）ステント、腹腔大動脈動脈瘤（「ＡＡＡ」）ステント、気管支ステント、食道ステント、胆管ステント、冠状動脈ステント、胃腸ステント、ニューロステント、胸の大動脈の人工血管、若しくは他の全てのステント、又はステント埋込み等のために設計されるステント又は他の医療器具に適用してもよい。更に、本開示は、例えば埋込体等、他のプロテーゼに等しく適用することができる。本明細書に記載される材料を含む任意の医療器具は、血管、頭部、胸、肺、食道、腹腔、又は眼球への適用を含む人体の多様な領域内で使用又は埋込まれるよう構成される。本開示の範囲内での医療器具の例としては、ステント、血管埋込体、ステント埋込体、心臓血管パッチ、再建組織パッチ、ヘルニアパッチ、汎用の外科的パッチ、心臓弁、縫合、歯の再建組織、医療器具被覆及びコーティング、胃腸の装置、血液フィルタ、人工臓器、眼球インプラント、並びに肺のステントを含む肺の装置が挙げられるが、これらに限定されない。便宜のため、具体的な実施例の多くは、以下の参照用ステントを含んでいた。以下の実施例又は開示において参照される特定の医療器具のいずれかに関係なく、本開示及び実施例は、任意のプロテーゼ又は他の医療器具に同様に適用することができる。
本明細書で用いられる際、用語「ステント」は、体腔内等の身体組織内で使用されるよう構成される医療器具を指す。ステントは、フレーム及び／又は被覆等のスキャフォールド又は支持体構造を備えていてもよい。したがって、本明細書で用いられる際、「ステント」は被覆されているスキャフォールド構造及び被覆されていないスキャフォールド構造の両者を指す。
本明細書に一般に記載及び図示される実施形態の構成要素は、多種多様な異なる構成で、配置及び設計が可能であることが、容易に理解されよう。したがって、図中に表される多様な実施形態の以下のより詳細な説明は、開示の範囲を制限することを目的とせず、単に多様な実施形態の一例に過ぎない。図面には実施形態の多様な態様が提示されているが、具体的に明示がない限り、図面は必ずしも正確な縮尺であるというわけではない。
用語「接続する」、「連結する」、「連通した」は、２つ以上の実体間での相互作用の任意の形態を指すものであり、例えば、機械的、電気的、磁気的、電磁的、流体的、及び熱的相互作用を含む。２つの構成要素は、お互いに直接接触していなくても、互いに連結することができる。例えば、２つの構成要素は、中間構成要素を介して互いに連結されてもよい。
方向の用語「近位の」及び「遠位の」は、ステント又は別の医療器具上での反対側の場所を指すために、本明細書で用いられる。施術者が用いている展開装置内に器具が配設される場合は、器具の近位端は、施術者に最も近い端部として定義される。遠位端は、器具の長手方向に沿って、近位端の反対側の端部、又は施術者から最も遠い端部である。当該技術分野で用いられる際、一旦、器具が展開された後は、これらの用語は異なる意味を有してもよい（すなわち、用途に応じて、「近位」端は、患者の頭部又は心臓に最も近い端部を指してもよい）ことが理解される。一貫性のため、本明細書で用いられる際、展開前における「近位の」及び「遠位の」と分類される端部は、器具が展開されるかどうかにかかわらず同じである。ステントの長手方向は、略管状のステントの軸に沿った方向である。ステント又は別の器具が、ポリマー層等のフィルム又はシート状部材の１つ以上の層に結合される金属ワイヤ構造からなる実施形態では、金属構造は、「スキャフォールド」又は「フレーム」と呼ばれ、ポリマー層は「被覆」又は「コーティング」と呼ばれる。用語「被覆」又は「コーティング」は、ポリマーの単一層、同一ポリマーの複数の層、又は組合せで用いられる異種ポリマーを含む層を指してもよい。更に、本明細書で用いられる際、用語「被覆」及び「コーティング」は、スキャフォールドの一部に連結される単数又は複数の層のみを指し、どちらの用語も、全てのスキャフォールドが「被覆される」又は「コーティングされる」ことは必要としない。換言すれば、スキャフォールドの一部が被覆され残りが露出している医療器具は、本開示の範囲内である。そして、被覆又はコーティングと関連して記載される任意の開示が、フレーム又はその他の構造がない１つ以上の「被覆」層を含む医療用装置にも同様に適用されてもよい。例えば、「コーティング」又は「被覆」として本明細書に記載される材料のいずれかを含むヘルニアパッチは、パッチがフレーム又はその他の構造を更に含むかどうかに関係なく、本開示の範囲内である。
医療用装置の被覆は、連続的に適用されてもよい２層以上の層を含む多層構造を含んでもよい。更に、多層構造は、不均一な層を含んでもよく、これは隣接層が異なる特性を有することを意味する。したがって、本明細書で用いられる際、多層構造の各層は、層の用途の違い、又は層間での特性の違いに起因する、異なる層を含んでもよい。
更に、本明細書で用いられる際、「組織内殖」又は「細胞浸透」とは、生体物質又は身体物質の医療器具の部品への任意の存在又は浸透を指す。例えば、医療器具の層又は部品の開口又は孔内に身体組織（例えば、コラーゲン、細胞等）が存在すれば、医療器具の部品への組織内殖が生じる。更に、本明細書で用いられる際、医療器具の部品への組織の「付着」とは、間接的な固着を含む、組織の器具への任意の固着又は接着を指す。例えば、ある種類の組織（例えば、コラーゲン）を、ステント被覆（組織内殖を介する付着を含む）に付着させ、次いで、生体物質の別の層（例えば、内皮細胞）を、第１の組織に接着してもよい。このような場合、第２の生体物質（実施例中の内皮細胞）及び組織（実施例中のコラーゲン）は、ステント被覆に「付着される」。
更に、本開示を通して、ある繊維状物質（例えば、回転スパン材料）が、ある生物反応を抑制又は促進しているとみなしてもよい。これらの相対語は、非繊維状物質又はコーティングに関して、繊維状物質の特質を参照することを目的とする。非繊維状コーティングの例としては、非繊維状ＰＴＦＥシート、その他の同様に生成されたポリマー等が挙げられる。繊維状コーティングの例としては、回転スパンＰＴＦＥ、電解紡糸ＰＴＦＥ、延伸ＰＴＦＥ、及びその他の同様に生成したポリマー又は材料が挙げられる。スピンする繊維状コーティングの例は、回転スパンＰＴＦＥ、電解紡糸ＰＴＦＥ、及びその他の同様に生成したポリマー又は材料を含み、延伸ＰＴＦＥは含まない。
循環系中の内腔は一般に、内皮細胞の単一層（単層）で覆われる。内皮細胞のこのライニング（lining）は、内皮を形成する。内皮は、循環系の内腔を流れる血液と内腔の内壁との間のインターフェイスとして作用する。内皮は、その他の機能の中では、内腔内で血液の乱流を低減し又は防止する。内皮は、アテローム性動脈硬化症を含む血管生物学の多くの態様で役割を果たし、内腔、血液凝固、炎症、脈管形成、血管収縮、及び血管拡張の選択的な障壁を形成する。
多孔性又は半多孔性の材料の被覆を含む治療用医療器具により、医療用装置の血液接触側の多孔性の表面に内皮層の形成ができるようになる。表面への内皮層の形成、又は内皮化により、埋込まれた装置の生体適合性を増大させることができる。例えば、ステントの内径（血液接触面）上へ内皮が形成できるステントは、治療部位における治癒を更に促進し、及び／又は長期生存性を有することができる。例えば、ステントを内皮細胞でコーティングすることで、周囲の体腔と更に調和することができ、血流の乱れが小さくなり、血栓症のリスクが低減し、又は、血液凝固の形成が低減する。したがって、ステントの内面に内皮層が形成できるステントは、特に生体適合性を有するので、適用の際の外傷を減少させたり、副作用を低減させたり、及び／又はより長期の装置生存性をもたらしたりすることができる。多孔性又は半多孔性材料の被覆を含む医療器具を、例えば、医療器具の組織接触側に対する人体の炎症反応を抑制又は低減するように構成してもよい。医療器具に対する人体の炎症反応等のメカニズムは、新生内膜過形成等の負の転帰を刺激、悪化、又は助長する場合がある。例えば、組織を内殖、及び／又は内皮細胞を装置の血液接触側で増殖又は付着するように構成される装置によって、流動性の悪化及び血液凝固の可能性を低減することができる。同様に、このように構成される装置は、例えば、組織又は装置の血液非接触側の材料に対する人体の炎症反応を和らげることができる。引き起こされた炎症反応を調整することによって、生体活性炎症性のマクロファージや異物巨細胞の存在等の負の転帰を低減することができる。これにより、装置周辺の線維被膜の形成及び新生内膜過形成を刺激する現象を助長することができる反応の化学連鎖を最小にすることができる。
本明細書に記載されるような回転スパン材料は、例えば、ステント、パッチ、埋込体等の医療器具の一部を含むために用いられてもよい。以下に挙げられる具体的な実施例には関係なく、本開示は、任意の埋込み可能な医療器具に適用できる。換言すれば、ステント又はパッチ等の特定の医療器具が下記の開示及び実施例で参照されてもよいが、本開示は、例えば、高分子材料の被覆又は層を含む他の医療器具にも、同様に適用できる。
一部の実施形態では、回転スパンナノファイバ（及び／又はマイクロファイバ）は、内皮細胞等のナノスケールの（及び／又はマイクロスケールの）本体構造と相互作用することができるように構成されてもよい。回転スピニングは一般に、１つ以上のオリフィスからの流動性材料の圧出に関与するプロセスを指し、本材料はファイバを生成し、その後コレクタ上に堆積される。流動性材料の例として、分散物、溶液、懸濁液、液体、溶融又は半溶融物、及びその他の流体又は半流体材料が挙げられる。一部の実施形態では、回転スピニングプロセスは、電界の存在無しで完了する。
例えば、回転スピニングプロセスの一実施形態では、紡糸口金の外周にオリフィスを有するように構成されたカップ又は紡糸口金に、ポリマー溶液又は分散物を投入する工程を有している。次に、紡糸口金を回転して、流動性材料をオリフィスから（例えば、遠心力及び静浮力の組合せにより）放出させる。次いで、材料の流れを小径のファイバに伸長させるけん引力で、材料がオリフィスから延在する「噴出」又は「流れ」を形成することができる。その後、ファイバは、収集装置上に堆積される。回転スピニングの例示的な方法及びシステムは、米国特許公開第２００９／０２８０３２５号、標題「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓｅｓ ｆｏｒ Ｍａｋｉｎｇ Ｓｕｐｅｒｆｉｎｅ Ｆｉｂｅｒｓ」より見出すことができ、この全体は、参考として本明細書に組み込まれる。
回転スピニングは、マット、チューブ、又はナノファイバ（すなわち直径１マイクロメートル未満のファイバ）又はマイクロファイバ（すなわち直径１マイクロメートル〜１ミリメートルのファイバ）を含む細長いファイバを含む他の構造を形成するために構成されてもよい。場合によっては、ファイバをランダムに配設してもよいが、別の実施形態では、ファイバの配列又は配向は、多少管理されていてもよく、又は汎用のトレンド又はパターンに追従させてもよい。ファイバの配列のパターン又は程度に関係なく、ファイバがコレクタ上で又はあらかじめ堆積されたファイバ上に堆積される場合、ファイバは織布とならずコレクタ又は他のファイバ上に順次堆積される。様々な構造を形成するように回転スピニングを構成することができるため、本明細書で用いられる際、「マット」又は「不織マット又は材料」とは、チューブ、球、その他を含む任意の回転スパン構造を指すように、広く解釈されることが意図される。
本開示は、ある実施形態では、例えば回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）等、回転スパン材料の少なくとも１つの層で被覆される金属製のスキャフォールドを有してもよい医療器具に関する。更に、本開示は、スキャフォールド構造を有していない、又は、金属製ではないスキャフォールド構造を有する、回転スパン材料で形成される医療器具に関する。特定の構造及び被覆が以下に記載されているが、本開示の範囲から逸脱することなく、スキャフォールド又は被覆の下記の任意の特徴を、他の開示された特徴と組み合わせることができることが理解されよう。
図１Ａ、１Ｂ、２Ａ、及び２Ｂは、回転スピニング装置のある実施形態を概略的に示す。図３Ａ及び３Ｂは、被覆医療器具の実施形態を示す。図４Ａ〜４Ｅは、回転スパン材料の多層構造を生産するプロセスにおけるある工程を示す。図５は、ステントの各端部にカフを含む医療器具の実施形態を示す。図６〜１０は、医療器具に関連した使用のために構成されるフレームの態様を示す。そして、図１１Ａ〜１９は、例示的な回転スパン材料の走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）である。更に、図中に示される医療器具が、特定の被覆又はコーティングを有する又は被覆又はコーティングを全く有しないと、示されているか否かに関係なく、医療器具の任意の実施形態は、ここに示される又は記載される被覆又はコーティングの組合せのいずれかで構成されてもよい。
図１Ａは、回転スピニング装置１０１を示す。この図は、以下で検討される図１Ｂ、２Ａ、及び２Ｂと共に、概略的に回転スピニング装置の動作を示すことを目的とし、本開示の範囲内の回転スピニング装置の構成要素の特定の構造、形状、又は構成を制限するものではないことを意味する。図示の装置１０１は、一般に円形のコレクタ１１５の中心近くに配設される紡糸口金１１０を備える。図示の実施形態では、コレクタ１１５は、紡糸口金１１０のまわりに環を形成する。紡糸口金１１０は、紡糸口金１１０及び貯蔵器１１８の周囲に位置するオリフィス１１７を更に含む。
装置１０１は、コレクタ１１５上に堆積される回転スパンファイバのマットを形成するために利用されてもよい。一部の実施形態では、コレクタ１１５は、回転スパンファイバのロッド、チューブ、又は球等の構造が形成されるように構成されてもよい。
一部の実施形態では、装置１０１を利用して、先ず貯蔵器１１８を流動性材料で満たすことにより、回転スパンファイバのマットを形成してもよい。場合によっては、水性分散液又はポリマー溶液を含むポリマー分散物を用いてもよい。次いで、紡糸口金１１０を回転させて、図１Ａ中の矢印で示すように、分散物又は他の流動性材料がオリフィス１１７から強制的に流出するようにしてもよい。材料がオリフィスを介して強制的に流出される際、ポリマー鎖を含む分子は、ほぐれる及び／又は整列する傾向を有していてもよい。更に、一部の実施形態では、オリフィス１１７は、紡糸口金１１０の外周から延在する針又はノズルを備える。尚、一部の実施形態では、オリフィス１１７は、ルア接続等の迅速な接続で構成されるカニューレを備えることで、多様なカニューレサイズを迅速に交換することができる。
分散物が貯蔵器１１８から放出される際、材料の流れ又は噴出に作用するけん引力又は他の空力が、分散物の流れに延伸及び湾曲を引き起こし、材料の比較的小径のファイバを形成することができる。場合によっては、けん引力は流れに対する剪断力であってもよい。更に、材料を引き出してファイバを生成する際に、分散媒や溶媒等の分散物のある成分の一部又は全部が蒸発してもよい。溶融物等、溶媒を有しない流動性材料を利用する実施形態では、材料を引き出してファイバを生成する際に蒸発が無い場合もある。
ファイバは、最終的に、コレクタ１１５に接触してその上に堆積される。ファイバが堆積される際に、上記の力の組合せが相互に作用することができ、ファイバがコレクタ１１５上にランダムパターンで配設される。一部の実施形態では、（例えば、ファンの使用により）気流を導入して、コレクタ１１５上へのファイバの堆積を部分的に制御してもよい。
ある流動性材料を利用する実施形態では、ファイバは、その後、コレクタ１１５から取り除かれて焼結されてもよく、あるいは焼結された後に取り除かれてもよい。例えば、焼結は、分散物からスピンさせたＰＴＦＥファイバを含むＰＴＦＥファイバに適用してもよい。焼結プロセスでは、マットの構造を固定又は固着して、任意の残留水又はその他の分散媒や溶媒を取り除くことができる。
一部の実施形態では、マットは、第１の温度で溶媒を取り除く処理を施され、第２の温度でマットを焼結させる処理を施されてもよい。例えば、水性分散液からスピンしたＰＴＦＥマットは先ず、任意の残留水を取り除くためにＰＴＦＥの焼結温度より低い温度で処理されもよい。例えば、マットを約２００℃に加熱して、マット中の任意の残留水を取り除いてもよい。更に、この段階で、溶媒又は繊維化剤等の他の材料を蒸発させてもよく、あるいは、排除してもよい。一部の実施形態では、−下記で詳述するが−、マットを回転スピンさせる前に、ＰＴＦＥ分散物をポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）と混合してもよい。また、下記の実施例で検討するように、６０重量％ ＰＴＦＥ分散物に対するＰＥＯの濃度として、約０．０６ｇ／ｍＬ〜約０．０８ｇ／ｍＬの範囲を含む約０．０４ｇ／ｍＬ〜約０．１２ｇ／ｍＬの範囲が、一部の実施形態で用いられてもよい。場合によっては、ＰＥＯの濃度が非常に高い場合、又は非常に低い場合は、焼結中に収縮に至る場合があり、また、材料の回転スピン中にスパッタリングを生じる場合がある。
２００℃等の温度でスピンしたマットを処理することにより、残留ＰＥＯを水と共に強制的に追い出すことができる。一部の実施形態では、次いで、ＰＴＦＥマットを約３８５℃で焼結してもよい。別の実施形態では、約３６０℃〜約４００℃の温度及び／又はＰＴＦＥの結晶溶融点（約３４２℃）を上回る温度で、ＰＴＦＥ焼結が完了されてもよい。他の場合では、マットを焼結温度に加熱するだけで、残留水及び／又はＰＥＯを取り除き、同時に、ＰＴＦＥを焼結させてもよい。追加的に又は代替的に、一部の実施形態では、マットをリンスすることにより、溶媒又は他の材料を取り除いてもよい。
材料を焼結する温度がポリマー鎖の架橋結合を引き起こすのに十分高くない場合でも、焼結によりマットの構造を固定することができる。ＰＴＦＥ焼結により、中空でない、ボイドのないＰＴＦＥファイバを形成することができる。
図１Ｂは、図１Ａの回転スピニング装置１０１の平面図であり、紡糸口金１１０、コレクタ１１５及び貯蔵器１１８を示す。図１Ｂでは、けん引力と相互に作用する材料の流れの予想弧状経路が、矢印及び点線で示される。これらの線は、例示的であり、ファイバの正確な経路を示すことを意図するものではない。多くの実施形態では、ファイバは、コレクタ１１５と接触する前に、紡糸口金１１０のまわり全体をループしてもよく、これには、コレクタ１１５と接触する前にファイバ経路が１周よりも多く紡糸口金１１０を取り囲む実施形態が含まれる。
紡糸口金１１０とコレクタ１１５との間の距離が、ファイバ径に影響を与え得る。一部の実施形態では、コレクタ１１５と接触する前に引き出されたファイバが長い程、得られるファイバ径は小さくなる。同様に、距離を短くすれば、より大きいファイバ径が生成されるよう構成される。
上記の例示的なプロセス等のプロセスを利用して、ナノファイバを含む小径のファイバを含む構造を形成することができる。次いで、ファイバマットは、人体へ埋込むために構成される医療器具に組み込まれることができる。ナノファイバ構造を含むこの構造は、マットでの組織内殖及び／又は内皮細胞増殖若しくは内皮細胞付着が可能となるよう構成される。例えば、マットは、ファイバ内部の開口を有するか、あるいは組織及び／又は細胞と相互作用を生じるよう構成される同様の構造を有するように、構成されてもよい。更に以下で詳述するように、ファイバマットの多孔率、マットの厚さ、及びマットを含むファイバ径をそれぞれ調整することにより、組織内殖及び／又は内皮細胞増殖又は付着を可能にする又は抑制する傾向があるマットを含む、所望の特性を有するファイバマットを形成するようにしてもよい。
いくつかの変数は、回転スパンマットの特性に影響を及ぼすために管理されてもよい。これらの変数の一部として、紡糸口金の回転速度、溶液、分散物又は他の流動性材料の粘度、紡糸口金の温度、導入される気流、マットの厚さ等が挙げられる。溶融物からスピンしたファイバの場合、材料のメルトフローインデックス（ＭＦＩ）も、スピンマットの特性に影響を与えてもよい。一部の実施形態では、約２００ｇ／１０分〜約１５００ｇ／１０分及び約１０ｇ／１０分〜約３０ｇ／１０分の範囲を含む、約１ｇ／１０分〜約５０００ｇ／１０分の範囲のＭＦＩを有する材料が、スピンさせた時にファイバを形成する傾向がある。
別の実施形態では回転スパンマットは、マットの中又はマットを貫通する組織内殖に対して抵抗するように構成されてもよい。このような実施形態では、マットは、非常に小さい孔で構成されてもよく、あるいは本質的に孔無しで構成されてもよく、マットの中又はマットを貫通する組織内殖を妨げることができる。ある医療器具については、一部に、組織内殖及び／又は内皮細胞増殖又は付着がされるように構成される回転スパン材料から形成され、一部に、組織内殖及び／又は付着に抵抗するように構成される回転スパン材料から形成されてもよい。多孔性及び平均孔径等の回転スパンファイバマットの特質は、組織内殖及び／又は内皮細胞増殖又は付着を可能にするあるマット、及び組織内殖及び／又は付着に抵抗する又は不浸透である他のマットを形成するよう、回転スピニングプロセス中に管理することができる。
一部の実施形態では、ＰＴＦＥ分散物を用いて、マット、又はＰＴＦＥナノファイバを含む別の構造を回転スピンしてもよい。更に、例示的な一部の実施形態では、材料を回転スピンさせる前に、ＰＥＯをＰＴＦＥ分散物に加えてもよい。ＰＥＯを繊維化剤として加えることで、分散物内で又は材料を回転スピンさせるプロセス中のＰＴＦＥファイバの形成を促進することができる。場合によっては、ＰＥＯが最初に水と混合されるときは、ＰＥＯは、ＰＴＦＥ分散物中で、より容易に溶解してもよい。一部の例では、このように溶解性が高まることで、ＰＥＯをＰＴＦＥ分散物中に溶解するために必要な時間を、数日から３０分へと低減することができる。材料をコレクタ上に回転スピンした後、更に以下のように、材料を焼結してもよい。場合によっては、焼結プロセスは、ＰＴＦＥの構造を固定し又は硬化する傾向がある。更に上述のように、焼結により、水及びＰＥＯを除去して、実質的に純粋ＰＴＦＥのマットを得ることができる。更に、上述のように、マットから水及び／又はＰＥＯを取り除くために、マットを最初に、ＰＴＦＥの焼結温度より低い温度で熱処理してもよい。一部の実施形態では、本工程は、約２００℃で完了されてもよい。
水、ＰＥＯ及びＰＴＦＥの量を管理して、粘度、ＰＥＯ／ＰＴＦＥ比、又は混合物のその他の特性を最適化してもよい。場合によっては、ＰＴＦＥ分散物を混合する前にＰＥＯに水を加えることにより、混合物中の大きい固体塊の数を低減することを促進し、混合物の調製時間を短縮し、混合物が可溶化するに必要な時間を短縮することができる。
様々な材料を回転スピンさせて、医療器具に用いられる構造を形成することができる。埋込み可能な器具のために回転スピンできる材料としては、ＰＴＦＥ、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）、ダクロン、又はポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリウレタン、ポリカーボネートポリウレタン、ポリプロピレン、Ｐｅｂａｘ、ポリエチレン、生体ポリマー（例えば、コラーゲン、フィブリン、及びエラスチン）、及びセラミックスを挙げることができる。
更に、添加物又は活性剤は、回転スパン材料と一体化されてもよく、これには、添加物が他の材料と共に直接回転スピンする場合も含む。このような添加物としては、酸化ビスマス等の放射線不透過性材料、スルファジアジン銀等の抗菌因子、クロルヘキシジンや銀等の防腐剤、及びヘパリン等の血液凝固阻止剤を挙げることができる。有機添加物又は成分は、フィブリン及び／又はコラーゲンを含んでもよい。一部の実施形態では、製造中に、ドラッグ又は他の添加物の層を、回転スパン器具に加えてもよい。更に、一部の器具では、合成成分、有機成分及び／又はドラッグを含む有効成分の組合せで構成されてもよく、これには、器具がこれらの材料層を交互に含んでいる実施形態が含まれる。更に、一部の実施形態では、医療器具は、層間に配設されるドラッグ又は別の活性層の放出を制御するように構成される回転スパン材料の層から構成されてもよい。ドラッグその他の活性剤等の活性層又は成分は、医療器具の埋込みに対する人体の生物反応を低減、あるいは修正、又は影響するように構成されてもよい。
更に、一部の実施形態では、貯蔵器１１８に供給される材料は、（例えば、フィードラインによって）連続的に供給されてもよく、それには、貯蔵器が加圧され、又は加圧されたソースにより供給される実施形態が含まれる。更に、一部の実施形態では、回転スピンの前に、材料をその融点付近又は融点より高い温度に加熱してもよく、それには、材料が溶融され溶媒中に分散しない実施形態が含まれる。したがって、一部の実施形態では、回転スピン溶融物は、溶媒の使用を含まない。それによって、プロセスの後の工程において、マットから溶媒を取り除く必要が無い。場合によっては、材料は、貯蔵器内で加熱されて溶融したペレットとして、貯蔵器に供給されてもよい。
尚、場合によっては、コレクタ１１５は、静電荷を有していてもよい。更に、一部の実施形態では、回転スパン構造を電解紡糸構造と組み合わせてもよく、これには、材料の一部の層が回転スピンし一部の層が電解紡糸するが、両方ともに同一基体又は同一構成物上に堆積する実施形態が含まれる。電界紡糸及び医療器具に関連するその使用については、２０１２年１月２７日に出願の米国特許出願第１３／３６０，４４４号、標題「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ＰＴＦＥ Ｃｏａｔｅｄ Ｓｔｅｎｔ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｕｓｅ」に記載され、この全体は、参考として本明細書に組み込まれる。
具体的に図２Ａ及び２Ｂを参照して、回転スピニング装置２０１の模式的な別の実施形態を示す。図２Ａ及び２Ｂは、図１Ａ及び１Ｂで示した装置と類似した装置を示す。本開示の利益を享受する当業者には、２つの装置の類似した部品は交換可能であり、各実施形態と関連して提供される開示は、別の実施形態にも同様に適用でき、その逆も同様であることが理解されよう。
図２Ａは、回転スピニング装置２０１の斜視図であり、図２Ｂは、その平面図である。回転スピニング装置２０１は、貯蔵器２１８及びオリフィス２１７を備える紡糸口金２１０を含む。図１Ａ及び１Ｂの装置１０１と比較して、図２Ａ及び２Ｂの実施形態では、コレクタ１１５は、複数の円柱形のマンドレル２１６として構成される。したがって、図２Ａ及び２Ｂでは、複数のマンドレル２１６はコレクタ２１５として集合的に示されるが、個々に符号２１６で示した。図１Ａ〜２Ｂに関連して用いられる用語「コレクタ」は、符号１１５及び２１５によって示され、特定のサイズ、形状又は配向を定義することなく任意の収集装置又は収集器具を広く指すことが意図される。例えば、一部の実施形態では、コレクタは、図１Ａ及び１Ｂの中で示されるコレクタ１１５等、環として構成されてもよい。別の実施形態では、コレクタ２１５は、図２Ａ及び２Ｂで示されるように複数のシリンダであってもよい。更に他の実施形態では、コレクタは、材料の連続シートの回転スピンを促進するように構成される（図示されない）回転ベルトを含んでもよい。
回転スパン材料の連続シートを形成するように構成される実施形態は、幅が約３メートルのマット等、幅が約１メートル〜約９メートルのマットを含むマットを製造するように構成されてもよい。また、幅約０．３０メートル（約１フィート）〜幅約１メートルのマットが（これより大きい又は小さいマットも同様に）形成されてもよい。場合によっては、マットが（ベルトの上の）紡糸口金から離れて移動する際に、マットがオーブンに入り焼結されるように、焼結オーブンを配置してもよい。焼結されたマットは、次いでスプール上へ収集されてもよい。更に、一部の実施形態においては、次いで、スプール全体を切断してより小さい幅とし、材料のストリップを形成してもよい。例えば、幅約０．２５ｃｍ〜幅約５．０８ｃｍ（幅約０．１インチ〜幅約２インチ）のストリップを形成してもよい。このようなストリップは、ストリップでマンドレルの周囲を包むことによって管状の器具の構成に利用されてもよい。形成されるチューブがチューブの長さ方向に沿って明確な継ぎ目を有しないように、ストリップは、重なってもよい及び／又は巻かれてもよい。場合によっては、マットはマンドレルの周りに複数層巻かれてもよい。更に、形成されるマットは、比較的薄くてもよく、又はフィルム状でもよい。マンドレル上に形成される被覆の厚さ（及び多孔性等他の特質）を、マンドレル上に巻かれるフィルムの層の数によって管理してもよい。
一部の実施形態では、回転スピンしたステント等の管状の医療用装置は、１つの又は複数の分岐又は分枝を含んでもよい。したがって、２つ以上の内腔に分割又は分岐する単一内腔を含む医療用装置は、本開示の範囲内である。同様に、主内腔の壁から延在する１つ又は複数の分岐内腔を有する主内腔を含む医療器具は、本開示の範囲内である。例えば、胸のステントは、−大動脈内に展開するように構成され−、大動脈中に配設されるように構成される主内腔と、大動脈から始まる側部分岐血管に延在するように構成される分岐内腔と、を含んでもよい。同様に、一部の実施形態では、このようなステントは、主血管から、主血管から延在する任意の分岐血管へのアクセス（おそらく追加のステント配置に対して）及びフローを可能にするように構成される主内腔内のアクセス穴部で交互に構成されてもよい。
一部の実施形態では、分岐医療器具は、分岐マンドレルを最初に形成することによって製造されてもよく、分岐されたマンドレル部分は、主内腔と一致しているマンドレルの一部から取り外し可能である。マンドレルの脚部又は分岐部は、回転の共通軸から１８０度離れるように広げられてもよい。したがって、一部の実施形態では、マンドレル全体は、Ｔ字形状に形成されてもよい。マンドレル全体は、次いで脚部の軸を中心に回転し、マンドレルの脚部上に収集されるファイバを回転スピンする。それから、マンドレルは、マンドレルの主内腔部の軸を中心に回転するように配向され、分岐脚部上でスピンする間、配設される任意の不必要なファイバを掃引して除くことができる。次いで、マンドレルを、主内腔部の軸及びマンドレルの主内腔上に収集されるファイバを中心に回転させる。その後、マンドレル全体を、オーブンに配置して焼結してもよい。次に、マンドレルの分岐脚部に関連する部分を、器具の脚部又は分枝部から取り除いてもよく、及び単一内腔マンドレルの部分をその後、スパン器具から取り除いてもよい。次いで、器具は、ステントフレーム等のフレーム構造上に又はその内部に配置されてもよい。次いで、ディップ又はフィルムコーティング（例えばＦＥＰ又はＰＴＦＥ）を、構成物に適用して、不透過性の外層を形成してもよく、更にフレームを器具のスパン部分に固着してもよい。
本明細書に開示される例示的な実施形態又は方法のいずれかにおいて、ナノファイバがＰＴＦＥで形成される場合、焼結温度は、約３６０℃〜約４００℃であってもよく、これは、約３８５℃の温度、又はＰＴＦＥの結晶の融解温度よりも高い温度、又は約３４２℃を含む。同様に、他の材料に対して、焼結は、他のスパンポリマーの結晶の融解温度以上でなされてもよい。更に、焼結プロセスの前処理又は焼結プロセスの一部としてのいずれにおいても、熱処理は、ＰＥＯ及び／又は水を取り除くために構成されてもよく、これは、マットをスピンさせる前にＰＴＦＥ又は他のポリマーをこれらの要素と組み合わせた場合に行われる。
図２Ａ及び２Ｂの実施形態で、マンドレル２１６を、紡糸口金２１０の周りに略円形の構成で配設してもよい。一部の実施形態では、マンドレル２１６を静止させてもよいが、他の実施形態ではマンドレル２１６を、それらの軸を中心に回転するように構成してもよい。そういった実施形態では、マンドレル２１６はそれぞれ、同じベルトで駆動され、それぞれが同一回転速度を維持することができる。別の実施形態では、一部又は全てのマンドレル２１６が独立に駆動されてもよい。
図示の実施形態では、マンドレル２１６は、縦に配設され、又は各マンドレルの軸が紡糸口金の回転軸と実質的に平行であるように配設される。例示的な別の実施形態では、１つ以上のマンドレル２１６が水平に配設され、また、マンドレルの軸が実質的に紡糸口金の回転軸と直交するように配設されてもよい。一部の実施形態では、マンドレル２１６の軸は、スピンしているファイバの軸に略平行でもよい。水平に配設されたマンドレル２１６は、垂直マンドレルの本数より概ね少ないファイバ配列を有するマットを製造するように構成されてもよい。水平のマンドレルは、更に、マンドレルの周囲で比較的一様な厚さでマットを製造するように構成されてもよい。
水平のマンドレルに加えて、更なる実施形態では、紡糸口金の軸に関して任意の相対位置に配設されるマンドレルを備えてもよい。任意の配設で搭載されるマンドレルは、静止収集装置として構成されてもよく、又は回転するように構成されてもよい。更に、様々な位置のマンドレルの組合せを、同時に用いてもよい。更に、一部の実施形態では、１つ以上のマンドレル２１６が、真空システムと接続して使用されるように構成されてもよい。例えば、微細孔マンドレル２１６等のマンドレルの表面における開口は、マンドレル２１６の内部がマンドレル２１６の外部より低い圧力を有するような場合に、マンドレルの方にファイバを引っ張る傾向があってもよい。
マンドレル２１６が回転する実施形態では、各マンドレル２１６のスピン運動は、マンドレルの全表面でファイバを堆積する傾向があってもよい。したがって、ファイバが各マンドレル２１６上に堆積される際、ナノファイバ材料のシームレスチューブが、各マンドレル２１６上に形成されてもよい。ファイバの密度、マットの厚さ、及びその他の特質は、紡糸口金２１０からマンドレル２１６までの距離、紡糸口金２１０の回転速度、マンドレル２１６の回転速度、マンドレル２１６の配向、スピンする溶液の特質等の変数によって管理されてもよい。場合によっては、スピンしているマンドレル２１６上で形成される回転スパン材料のマットは、継ぎ目を有しない管状の膜及び実質的に等方性の特性を備えてもよい。場合によっては、収集マンドレル２１６は、回転スピニングプロセス中、約１ＲＰＭ〜約２０００ＲＰＭの速度で回転してもよく、これには、約１５００ＲＰＭを含む約１０００ＲＰＭ〜約１５００ＲＰＭの速度が含まれ、又は約１５０ＲＰＭを含む約５０ＲＰＭ〜約３００ＲＰＭの速度が含まれる。場合によっては、１つ以上の収集マンドレルの回転速度は、装置がファイバを製造する速度と関連があってもよい。例えば、一部の実施形態では、マンドレルの回転速度が速くなるにしたがって、装置の全ファイバ生産速度が早くなる相関性を有してもよい。
更に、マンドレル２１６の回転速度を管理することによって、マンドレル２１６上で形成されるマットの密度及びマットのファイバの全体的なアラインメントの両方に影響する。例えば、垂直マンドレルを用いる一部の実施形態では、マンドレル２１６のスピンが高速になれば、ファイバが他のファイバと一列に堆積される傾向が高くなる可能性がある。更に、例えば、多孔率で測定したファイバの相対密度は、一部、マンドレル２１６の回転速度で管理されることができる。以下で検討される図１３Ａ〜１４Ｂは、回転するマンドレル上で回転スピンさせた例示的なマットのＳＥＭである。
図４Ａ〜４Ｅに関連して更に詳述するが、ファイバは一旦マンドレル２１６の上で回転スピンすれば、ファイバは焼結されてもよい。一部の実施形態では、ステントワイヤ等のスキャフォールド構造がマンドレル２１６上にも形成され、ナノファイバがマンドレル２１６及びスキャフォールド構造上で直接回転スピンする。
図３Ａ及び３Ｂは、例示的な医療器具、すなわちステント３０２を示す。ステント３０２は、スキャフォールド構造３２０を備え、被覆は、内側層３２５、外側層３３０、及び結合層３３５を備えている。別の実施形態では、ステント被覆は、図示の実施形態の層よりも多くても少なくてもよく、１つの被覆層だけの実施形態も含む。更に、ステント等の具体的な医療器具に関して本明細書に記載される開示は、他の医療器具にも適用できる。
図３Ａのステント３０２の被覆は、平坦な端部３２１及びスカラップ形端部３２２を含む。図示の実施形態の平坦な端部３２１では、ステント３０２の被覆は、実質的にステント３０２の長手方向軸線に対して垂直に切断されている。スカラップ形端部３２２では、ステント３０２の被覆は、ステント３０２の端部において、切り取られた部分又はスカラップ形の部分を含む。スカラップ形端部は、端部でステント被覆の陥入を減少させるために構成されてもよい。例えば、場合によっては、ステントは、それが展開される血管より大きい径を有する場合がある。したがって、血管は、径方向に部分的にステントを圧縮する場合がある。場合によっては、この径方向の圧縮により、平坦に切断されたステント被覆に、ひだ又はしわが生じる場合がる。これらのひだは、間もなく、血流を遅らせる場合があり、あるいは血管内での凝固をもたらす場合がある。スカラップ形端部は、径方向に圧縮したステントの端部での陥入の発生を低減することができる。任意のステントの任意の端部上で、いずれのタイプの端部を用いても、本開示の範囲内である。
回転スパンマットからなる膜は、多様な及びランダムな点で互いに交差する多くのファイバからなるミクロ構造を有してもよい。回転スピニングプロセスにより、この構造の厚さを管理することができ、それによりマットの相対透過率を管理することができる。マット上で回転スピンするファイバが増えれば、マットは、厚さは増加するが（ストランドの連続した層が下の層の孔及び開口をふさぐことにより）透過性は減少する。このミクロ構造のある詳細は、図１１Ａ〜１９に示され、これは、以下で詳細に検討される。
本開示と関連して製造されるマットは、多孔率、マットの厚さ、及びファイバ径といった３つの全般的なパラメータによって説明することができる。これらのパラメータのそれぞれは、マットの性質に影響を与える場合があり、これには、マットが組織内殖及び／又は内皮細胞付着を可能にする傾向又はマットが組織内殖又は内皮細胞付着に抵抗する傾向の両方が含まれる。これらのパラメータのそれぞれは、互いに最適化することにより、特定の特質を有しているマットを形成することができる。
多孔率は、ファイバマット中のオープンスペース対クローズドスペース（又はファイバによって充てんされる空間）の割合を指す。したがって、マットがより目が粗くなれば、多孔率も高くなる。場合によっては、多孔率は、回転スパン材料のＳＥＭ等の画像を最初に得ることによって求めてもよい。次いで、画像は、「バイナリ画像」、すなわち、例えば、白黒の部分のみを示す画像に変換されてもよい。次いで、バイナリ画像を解析し、バイナリ画素の各タイプの相対数を比較することによって多孔率を求めてもよい。例えば、画像は、白黒の画像に変換されてもよく、黒の部分が回転スパンマットにおける空隙又は穴部を表し、白い部分はマットのファイバを表す。次いで、黒画素の数を画像中の全画素の数で除して、多孔率を求めてもよい。場合によっては、これらの解析及び計算を実行するために、コード又はスクリプトを構成してもよい。
一部の実施形態では、約３０％〜約８０％の多孔率であれば、層への組織内殖及び／又は層での内皮細胞増殖又は付着が可能になるように構成でき、これには、多孔率が約４０％〜約６０％のマット、約４５％〜約５０％のマット、及び約５０％のマットが含まれる。目の粗くない層が、このような内殖及び／又は付着に抵抗するように構成されてもよい。マットを含むファイバが連続層として堆積されるので、第２のパラメータであるマットの厚さは、多孔性と関連があってもよい。換言すれば、マットが厚くなれば、ファイバ層が増え、マットの多孔率が小さくなり得る。一部の実施形態では、約２０マイクロメートル〜約１００マイクロメートルのマットが、本開示に関連した使用のために構成されてもよく、これには約４０マイクロメートル〜約８０マイクロメートルのマットを含む。そして、第３のパラメータであるファイバ径が、ある場合のサンプルの平均ファイバ径の測定値であってもよい。一部の実施形態では、約５０ナノメートル〜約３マイクロメートルのファイバ径を、本開示に関連して用いてもよい。ここに含まれるこれら又は他の具体的な範囲に関係なく、所与のパラメータの任意の値の組合せでマットを構成することは、本開示の範囲内である。
一部の実施形態では、マットの「平均孔径」を、マットの特性の代替又は追加の測定値として用いてもよい。回転スパンマットの複雑かつランダムなミクロ構造では、マットの平均孔径を直接測定することは、困難な試みである。平均孔径は、既知の試験技術及び機器を用いて流体へのマットの透過性を測定することにより、間接的に求めることができる。透過性が求められると、測定値は、回転スパンマットの「有効」孔径を求めるために用いられてもよい。本明細書で用いられる際、回転スパンマットの「孔径」とは、透過性測定のＡＳＴＭ規格Ｆ３１６を用いて測定した場合の、回転スパンマットの透過性に該当する膜の孔径を指す。本規格は、ＡＳＴＭ出版物（publication）Ｆ３１６、「Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｐｏｒｅ Ｓｉｚｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ Ｍｅｍｂｒａｎｅ Ｆｉｌｔｅｒｓ ｂｙ Ｂｕｂｂｌｅ Ｐｏｉｎｔ ａｎｄ Ｍｅａｎ Ｆｌｏｗ Ｐｏｒｅ Ｔｅｓｔ」に記載され、これは、参考として本明細書に組み込まれる。場合によっては、本検査は、上記の３つのパラメータ（多孔率、厚さ、及びファイバ径）に基づきマットを構成した後に、品質管理として用いることができる。
一部の用途では、実質的に不浸透性である外側層３３０を有するステント３０２等の医療器具を形成することが望ましい。このような層は、ステントを囲み、ステント内に成長し又はステントに付着する内腔組織の発生率を低減することができる。これは、ステントが狭窄症又は他の閉塞を治療するために用いられる用途で望ましく、不浸透性の外側層は、組織が材料内に又は材料を通してステントの内腔の方又は内腔内に成長することを防止し、人体の内腔を再び閉塞させたり制限したりすることを防止する。一部の実施形態では、実質的に不浸透性の外側層は、回転スパンマットを用いることによって製造されてもよく、これは、約２５％を含む約０％〜約５０％の多孔率を有し、約４０マイクロメートル〜約８０マイクロメートルを含む約２０マイクロメートル〜約１００マイクロメートルの厚さを有し、及び約５０ナノメートル〜約３マイクロメートルのファイバ径を有している。
追加的に又は代替的に、実質的に不浸透性のマットは、約０マイクロメートル〜約１．５マイクロメートルの平均孔径を有してもよい。別の実施形態では、不浸透性の層は、約０．５マイクロメートルより小さい平均孔径を有してもよい。また別の実施形態では、不浸透性の層は、約１マイクロメートルより小さい平均孔径を有してもよい。一部の実施形態では、不浸透性の層は、外側層以外の層であってもよく、例えば結合層、中間層、又は内側層であってもよい。
一例では、ステント３０２等の医療器具は、回転スパンＰＴＦＥ内側層３２５及び回転スパンＰＴＦＥ外側層３３０で被覆されてもよい。外側層３３０は、組織内殖及び／又は付着に実質的に不浸透性であるように構成されてもよい。別の実施形態では、ステントの不浸透性は、外側層３３０と内側層３２５との間に配設される結合層３３５によって提供されてもよい。例えば、実質的に不浸透性の層は、例えば、ＰＴＦＥの回転スパン層間のフィルム又はディップコーティングとして塗布されるＦＥＰによって形成されてもよい。更に、ＦＥＰは、実質的に不浸透性の層を形成するよう、小さい平均孔径で回転スピンされてもよい。一部の実施形態では、外側層３３０及び結合層３３５の両方が、実質的に不浸透性であるように構成されてもよい。
ディップコーティングは、層又は構成物の一部をポリマー分散物に浸漬することによって塗布されてもよい。例えば、ＰＴＦＥ層は、６０重量％ ＰＴＦＥ分散物の５０ｍＬに２０ｍＬの水を加えることによって分散物を薄めて、構成物上にディップコーティングされてもよい。ファイバマットを溶液中に浸漬して、マットにコーティングしてもよい。ディップコートは、約３８５℃で１５分間焼結されてもよい。ディップコーティングのためのＰＴＦＥ分散物の他の濃度は、また、本開示の範囲内である。
更に、ＦＥＰ層を、５５重量％分散物の５０ｍＬに２０ｍＬの水を加えて分散物を薄めて、構成物にディップコーティングしてもよい。ファイバマットを溶液中に浸漬して、マットにコーティングしてもよい。ディップコートは、例えば約３２５℃で１５分間焼かれてもよい。ディップコーティングのためのＦＥＰ分散物の他の濃度は、また、本開示の範囲内である。更に、ポリマー分散物をスプレーしてもよく、あるいは表面（例えば、ファイバマット）に塗布して表面をコーティングしてもよい。このようなコーティングは、塗布の後、熱処理されてもよい。
一部の実施形態では、これより多い水又は少ない水、例えば約１０ｍＬ〜約５０ｍＬを本ディップ分散物の同様の量及び濃度に加えて、分散物を薄めてもよい。更に、水以外の物質を、又は水に加えて、ディップコーティング用分散物を薄めるために用いてもよい。例えば、界面活性剤又は溶媒を用いてもよい。そういった場合には、界面活性剤又は溶媒は、後で構造物から取り除かれてもよく、これには、コーティングを焼結又は焼いた際に蒸発できるような実施形態を含む。アルコール、グリコール、エーテル等を、このように利用してもよい。
一部の実施形態では、高多孔性の外側層３３０を有するステント３０２等の医療器具を形成することが望ましい場合がある。多孔性の外側層３３０は、治癒及びプロテーゼが人体に統合されることを可能にする。例えば、周囲の内腔の組織は、多孔性の外径に成長しもよく、又は、外径層に付着してもよい。この組織内殖によって、治療部位における治癒が可能になったり、調節したり、及び／又は影響を与えたりすることができる。一部の実施形態では、多孔性の外側層３３０は、回転スパンＰＴＦＥで形成されてもよい。
特定の実施形態では、比較的多孔性の内側層３２５が望ましい場合がある。この層は、実質的に不浸透性の外側層３３０とともに用いられてもよく、又はともに用いなくてもよい。比較的多孔性の内側層は、ステント３０２の内径上での組織内殖及び／又は内皮細胞付着又は成長を可能にし、これは、以下の治癒、生体適合性、血栓症の防止、及び／又はステント内の血液の乱流の低減の任意の組合せに対して望ましい。一部の実施形態では、内側層は、約５０％を含む約４０％〜約８０％の多孔率、約４０マイクロメートル〜約８０マイクロメートルを含む約２０マイクロメートル〜約１００マイクロメートルの厚さ、及び約５０ナノメートル〜約３マイクロメートルのファイバ径を有する回転スパンＰＴＦＥマット等のマットを含んでもよい。
追加的に又は代替的には、マットは、ＰＴＦＥ等の回転スパンマットを含んでもよく、平均孔径は、約１マイクロメートル〜約１２マイクロメートル、例えば、約２マイクロメートル〜約８マイクロメートル、又は約３マイクロメートル〜約５マイクロメートル、又は代替的には約３．５マイクロメートル〜約４．５マイクロメートルであってもよい。
図３Ｂは、図３Ａのステント３０２の断面図を示し、更にスキャフォールド構造３２０及び被覆を備え、被覆は、内側層３２５、外側層３３０、及び結合層３３５を含む。図３Ｂの例示では、結合層３３５がスキャフォールド構造３２０と同一「レベル」で示されるが、一部の実施形態では結合層がスキャフォールドの上又は下にあってもよい。更に、図３Ｂに示すように、層間にボイドが無いように被覆の各層を配設してもよい。
一部の実施形態では、結合層３３５は、外側層３３０と内側層３２５との間の固着を促進するように構成されてもよい。別の実施形態では結合層３３５は、全体としてステント３０２に、剛性や引張り強度等の一定の特性を提供するように更に構成されてもよい。このように、結合層３３５は、補強層として構成されてもよい。一部の実施形態では、展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）は、補強層として構成されてもよい。ｅＰＴＦＥは、異なる方向で特性の異なる異方性であってもよい。例えば、ｅＰＴＦＥは、ｅＰＴＦＥ膜が展開された方向に対してクリープに抵抗する傾向があってもよい。ｅＰＴＦＥの補強層は、強度を増加し、クリープに抵抗し、又は特定の方向に他の特性を与えるように、指向されてもよい。展開された方向は、医療用装置の軸方向、横方向、径方向、これらの方向のいずれかに対する任意の角度等の方向に整列するように、ｅＰＴＦＥの指向が与えられてもよい。同様に、強度を増加し、クリープに抵抗し、又は、複数の方向で他の特性を与えるように、ｅＰＴＦＥの複数の層を配設してもよい。補強層は、不浸透性でもよく、又は不浸透性でなくてもよい。
更に、内側層３２５及び外側層３３０の両方が、本質的に多孔性である実施形態では、結合層３３５は、２つの多孔性層の間で不浸透性の層を形成するように構成されてもよい。このような実施形態では、ステントは、ステントの内側表面及び外側表面の両方での組織内殖、組織付着及び／又は治癒を可能にしつつも、ステントの外の組織が内腔内で成長して内腔を閉塞すること防止することができる。したがって、構成物の半ばの層部分を形成し、結合層が層内への組織内殖を抑制するように構成され、又は層内への若しくは層を貫通した組織の移動に対して不透過性であり、又は、実質的に組織の移動を抑制するように、結合層を構成してもよい。
更に、結合層３３５を通過する流体移動に対して不透過性又は実質的に不透過性であるように、結合層３３５が構成されてもよい。具体的に、１つ以上の多孔性層を含んでいる構造物は、流体が多孔性層を横断することを可能にしてもよい。埋込体等、血流を管理するように構成される医療器具の場合、多孔性層により、血液が層を通過して漏れだすことが可能になり、又は血液のある小成分が層を横断することが可能になる一方、効果的に血液をろ過して、より大きい成分を含むようにしてもよい。場合によっては、この濾過又は限外濾過により、血漿等の成分は、バリアを横断することが可能になる一方、赤血球を含んで漿液腫に至る場合もある。したがって、流体不浸透性の結合層は、多孔性層も含む医療用装置内に流体を含むように構成されてもよい。一部の装置では、結合層は、流体に不浸透性でもよく、組織内殖に不透過性でもよい、又は、他から独立して、これらの特性のいずれかで構成されてもよい。（結合層以外の又は結合層に加えて）任意の層が流体不浸透性及び／又は組織内殖に不透過性であるように構成される構成物は、また、本開示の範囲内である。したがって、流体不浸透性及び／又は組織不透過性の結合層と関連して本明細書に記載される開示は、構成物内の多様な場所における不浸透性の層に対して同様に適用されてもよい。
この結合層（又は任意の不浸透性の／不透過性の層）は、任意の熱可塑性を含んでもよく、回転スピンされてもよく、又は回転スピンされなくてもよい。一実施形態において、結合層は、展開されたＰＴＦＥであってもよい。別の実施形態において、回転スパンＰＴＦＥであってもよい。別の実施形態において、回転スパンＦＥＰ及びフィルム又はディップコーティングとして塗布されるＦＥＰを含むＦＥＰであってもよい。更に、結合層は、以下のポリマー又はその他の任意の熱可塑性プラスチックを含んでもよい。デキストラン、アルギン酸エステル、キトサン、ガーゴム化合物、デンプン、ポリビニルピリジン化合物、セルロース系化合物、セルロースエーテル、加水分解ポリアクリルアミド、ポリアクリレート、ポリカルボン酸塩、ポリビニルアルコール、ポリエチレンオキサイド、ポリエチレングリコール、ポリエチレンイミン、ポリビニルピロリドン、ポリアクリル酸、ポリ（メタクリル酸）、ポリ（イタコン酸）、ポリ（２−ヒドロキシエチルアクリレート）、ポリ（２−（ジメチルアミノ）メタクリル酸エチル−コアクリルアミド）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（２−アクリルアミド−２−メチル−１−プロパンスルホン酸）、ポリ（メトキシエチレン）、ポリ（ビニルアルコール）、ポリ（ビニルアルコール）１２％アセチル、ポリ（２，４−ジメチル−６−トリアジニルエチレン）、ポリ（３−モルホリニルエチレン）、ポリ（Ｎ−１，２，４−トリアゾリルエチレン）、ポリ（ビニルスルホキシド）、ポリ（ビニルアミン）、ポリ（Ｎ−ビニルピロリドン−コ酢酸ビニル）、ポリ（ｇ−グルタミン酸）、ポリ（Ｎ−プロパノイルイミノエチレン）、ポリ（４−アミノ−スルホアニリン）、ポリ［Ｎ−（ｐ−スルホフェニル）アミノ−３−ヒドロキシメチル−１、４−フェニレンイミノ−１、４−フェニレン］、イソプロピルセルロース、ヒドロキシエチル、ヒドロキシルプロピルセルロース、酢酸セルロース、ニトロセルロース、アルギン酸アンモニウム塩、ｉ−カラギーナン、Ｎ−［（３’−ヒドロキシ−２’，３’−ジカルボキシ）エチル］キトサン、コンニャクグルコマンナン、プルラン、キサンタンガム、ポリ（塩化アリルアンモニウム）、ポリ（リン酸アリルアンモニウム）、ポリ（塩化ジアリルジメチルアンモニウム）、ポリ（塩化ベンジルトリメチルアンモニウム）、ポリ（臭化ジメチルドデシル（２−アクリルアミドエチル）アンモニウム）、ポリ（ヨウ化４−Ｎ−ブチルピリジニウムエチレン）、ポリ（ヨウ化２−Ｎメチルピリジニウムメチレン）、ポリ（Ｎメチルピリジニウム−２，５−ジイルエテニレン）、ポリエチレングリコールポリマー及び共重合体、セルロースエチルエーテル、セルロースエチルヒドロキシエチルエーテル、セルロースメチルヒドロキシエチルエーテル、ポリ（１−グリセリンメタクリレート）、ポリ（２−エチル−２−オキサゾリン）、ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート／メタクリル酸）９０：１０、ポリ（２−ヒドロキシプロピルメタクリレート）、ポリ（臭化２−メタクリルオキシエチルトリメチルアンモニウム）、ポリ（臭化−２−ビニル−１−メチルピリジニウム）、ポリ（２−ビニルピリジンＮ−オキサイド）、ポリ（２−ビニルピリジン）、ポリ（３−クロロ２−ヒドロキシプロピル２−メタクリルオキシエチルジメチルアンモニウムクロライド）、ポリ（４−ビニルピリジンＮ−オキサイド）、ポリ（４−ビニルピリジン）、ポリ（アクリルアミド／２−メタクリルオキシエチルトリメチルアンモニウムブロマイド）８０：２０、ポリ（アクリルアミド／アクリル酸）、ポリ（アリルアミン塩酸塩）、ポリ（ブタジエン／マレイン酸）、ポリ（ジアリルジメチル塩化アンモニウム）、ポリ（アクリル酸エチル／アクリル酸）、ポリ（エチレングリコール）ビス（２−アミノエチル）、ポリ（エチレングリコール）モノメチルエーテル、ポリ（エチレングリコール）ビスフェノールＡジグリシジルエーテル付加生成物、ポリ（エチレンオキサイド−プロピレンオキサイド）、ポリ（エチレン／アクリル酸）９２：８、ポリ（ｌ−リジン水素酸塩）、ポリ（ｌ−リジン水素酸塩）、ポリ（マレイン酸）、ポリ（ｎ−アクリル酸ブチル／２−メタクリルオキシエチルトリメチルアンモニウムブロマイド）、ポリ（Ｎ−イソプロピルアクリルアミド）、ポリ（Ｎ−ビニルピロリドン／２−ジメチルアミノメタクリル酸エチル）、四級ジメチル硫酸、ポリ（Ｎ−ビニルピロリドン／酢酸ビニル）、ポリ（オキシエチレン）ソルビタンモノラウレート（Ｔｗｅｅｎ ２０（登録商標））、ポリ（スチレンスルホン酸）、ポリ（ビニルアルコール）、Ｎ−メチル４（４’−ホルミルスチリル）ピリジニウム、メトサルフェートアセタール、ポリ（ビニルメチルエーテル）、ポリ（ビニルアミン）塩酸塩、ポリ（ビニルホスホン酸）、ポリ（ビニルスルホン酸）ナトリウム塩、及びポリアニリン。
材料に関係なく、結合層３３５は、回転スピンされてもよく又は回転スピンされなくてもよい。更に、特定の実施形態では、ステント３０２は、２つ以上の結合層を含んでもよい。結合層３３５は、当該技術分野で既知の任意の方法で形成されてもよく、当該技術分野で既知の任意の方法で内側層３２５及び外側層３３０に付着される。例えば、結合層３３５は、材料の内側層３２５又はチューブを覆う材料のシートを含んでもよく、それは内側層３２５の上から装着され、次いで熱収縮し、あるいは内側層３２５及び外側層３３０に固着される。更に、結合層が回転スピンする実施形態では、内側層３２５で、スキャフォールドで、又は両方で、直接回転スピンしていてもよい。場合によっては、ステント３０２が構成された後で結合層３３５を溶融して、結合層３３５をステント被覆の隣接の層に固着してもよい。
更に、結合層は、医療器具の全体的な特性を変えるように構成されてもよい。例えば、場合によっては、回転スパンＰＴＦＥのみを含む（所望の孔径を有する）被覆又は構成物は、所望の引張り強度又はバースト強度を有しなくてもよい。比較的強力な材料を含む結合層を用いて、ＰＴＦＥ内側層、ＰＴＦＥ外側層、又は両方を補強してもよい。例えば、場合によっては、ＦＥＰ層は、被覆の材料強度を増加するように用いられてもよい。再び、上述の通り、結合層は、組織内殖又は移動に不透過性であるように構成される構成物の一部として構成されてもよい。
更に、回転スパンＰＴＦＥの１つ以上の層を、本明細書に示す以外のスキャフォールド構造に関連して用いてもよい。換言すれば、被覆、層、結合層、及び関連した構成要素に関する上記の開示は、任意のタイプのスキャフォールド構造に適用でき、独立したスキャフォールド構造の無いステント又は埋込体にも適用できる。
図４Ａ〜４Ｅは、医療器具との接続に用いられる多層構成物製造プロセスにおけるある工程を示す。より具体的には、これらの図は、回転スパン材料で被覆されるステントを形成するプロセスを示す。再び、本開示は、全て等しく医療器具に関連し、それは、埋込体、パッチ、ステント等を含む被覆又は多層構成物を含んでもよい。更に、下記に開示される追加の実施例で示唆するように、ここで示した工程は、ある場合においては任意であり、あるいは、他の場合においては追加の工程を加えてもよい。
図４Ａは、マンドレル４１６の周囲に配設される被覆内側層４２５を示す。上記のように、内側層４２５は、マンドレル４１６上で直接回転スピンしていてもよく、これには、プロセス中にマンドレル４１６が回転していた場合が含まれる。図示の実施形態では、得られた材料のチューブが継ぎ目を有しないように、内側層４２５は、回転するマンドレル４１６上で回転スピンした。内側層４２５がマンドレル４１６上で回転スピンした後、内側層４２５は焼結されてもよい。ＰＴＦＥの場合、膜は、約３８５℃の温度で焼結されてもよく、これには、約３６０℃〜約４００℃の温度が含まれる。焼結することで、ＰＴＦＥの構造を固めることができ、これは、焼結で、ＰＴＦＥの柔らかさ又は流動性が低減することを意味する。更に、上述したように、マットを焼結ないし熱処理して、ＰＴＦＥと混合される任意の水又はＰＥＯを蒸発させ、純粋ＰＴＦＥから実質的になる材料を得てもよい。
内側層４２５が焼結されれば、図４Ｂに示すように、材料のチューブをマンドレル４１６から取り除いてもよい。図示された実施形態で示すように、内側層４２５は、マンドレル４１６から「剥離」され、先ず、マンドレル４１６に対する内側層４２５の任意の接着が破壊されてよい。また、被覆をマンドレル４１６に対して押すことで、マンドレル４１６から取り除かれる際に、材料の集中を引き起こして、内側層４２５を取り除いてもよい。一部の実施形態では、内側層４２５を回転スピンする前に、低摩擦コーティングを代替的に又は追加的にマンドレル４１６に塗布してもよい。図４Ｃに示すように、マンドレル４１６の上に内側層４２５をすべらせることによって、内側層４２５をマンドレル４１６に再塗布してもよい。
内側層４２５をマンドレル４１６に再塗布した後、図４Ｄに示すように、ワイヤスキャフォールド４２０を、マンドレル４１６及び内側層４２５の上に形成することができる。図４Ｅは、材料の外側層４３０を示し、これは、スキャフォールド４２０及び内側層４２５上で回転スピンしてもよい。次いで、構成物全体を焼結してもよい。また、同様のプロセスによって追加の層を加えてもよい。
上記のプロセスの多くの変形例は、本開示の範囲内である。例えば、材料のストリップ又はマットをマンドレル４１６及び／又は他の層の周りに覆うことにより、１つ以上の層を適用してもよい。更に、マンドレル４１６及び／又は他の層をスプレーコーティング又はディップコーティングすることにより、一部の層を塗布してもよい。上のプロセスを変形して、本明細書に開示される任意の方法を用いて、層のいずれか又は任意の追加の層を塗布することも、本開示の範囲内である。
別の例では、ステントは、回転スパンＰＴＦＥの内側層、ＦＥＰの結合層、及びＰＴＦＥの外側層を含んでもよい。多孔率、マットの厚さ、ファイバ径、及び／又は平均孔径を含むこれらの層のそれぞれの特性を管理して、特定の層内への若しくは層を貫通する組織の成長を抑制する被覆層、又は特定の層上に内皮細胞増殖若しくは付着を可能にする被覆層を形成してもよい。
そういった一部の実施形態では、ＰＴＦＥの内側層をマンドレル上でスピンさせ、焼結し、マンドレルから取り除き、マンドレル上に戻し、その後、スキャフォールド構造を内側層の周囲に適用してもよい（図４Ａ〜４Ｄで示される手順と同様）。次いで、ディッピング、スプレー、フィルム層の適用、電界紡糸、回転スピン、押出し又はその他の処理により、ＦＥＰ結合層を適用してもよい。
一部の実施形態では、ＦＥＰ層を加熱してＦＥＰを軟化してもよく、場合によっては、隣接のＰＴＦＥ層内のオープンスペースへ流動させてもよい。これにより、ＦＥＰ層を隣接のＰＴＦＥ層に結合してもよい。場合によっては、約３２５℃に構成物を加熱することで、ＦＥＰをＰＴＦＥマット内に完全に流動させずに、隣接のＰＴＦＥ層内の開口にＦＥＰの一部が流動できるようにしてもよい。以下に挙げられる図２０及び実施例１０では、回転スパンＰＴＦＥマット内へ部分的に溶融するＦＥＰ層の一例を提供する。
特定の別の実施例では、ＰＴＦＥの内側層を、マンドレル上で回転スピンさせ、焼結し、取り除き、戻し、その後、スキャフォールド構造を内側層の周囲に適用してもよい。次いで、ＦＥＰ結合層がフィルム層として適用されてもよい。場合によっては、この結合層は、例えば、はんだごてにより適所に「とめられ」てもよい。（マンドレル上への回転スピン及び焼結により別々に形成されてもよい）ＰＴＦＥのチューブは次いで、ＦＥＰフィルム層上に配設されてもよい。次いで、例えば、圧縮ラップを適用することにより、構成物全体に圧力をかけてもよい。一部の実施形態では、このラップは、ＰＴＦＥベースの材料を含む任意の適切な材料を含んでもよい。別の実施形態では圧縮ラップの前に、カプトン（Kapton）フィルムが構成物を包んで、構成物が圧縮ラップに接着するのを防ぐこともできる。
次いで、圧縮した層を、ＦＥＰ結合層の融解温度より高くかつＰＴＦＥの焼結温度より低い温度に加熱してもよい。例えば、ＦＥＰの溶解温度は約３２５℃を含む約２６４℃〜約３８０℃としてもよい。ＰＴＦＥは、約３６０℃〜約４００℃の温度で焼結されてもよい。したがって、構成物全体は、適切な温度、例えば約３２５℃等、に加熱されてもよい。一部の実施形態では、構成物は、約１５〜約２０分間、この温度で保持されてもよい。ＦＥＰ層を約３２５℃に加熱することにより、ＦＥＰ層が、組織内殖及び／又は付着に対して実質的に不透過性を維持することができ、構成物内に「バリア」層を形成するとともに、ＦＥＰが隣接のＰＴＦＥ層になお接着したままとすることができる。別の実施形態では、構成物をより高い温度、例えば約３５０℃以上に加熱する構成により、ＦＥＰがＰＴＦＥの周囲で流動することができるようになり、構成物全体が高多孔性であり、ＦＥＰ層が内殖に対して不透過性であるようにすることができる。
ＦＥＰ結合層をＰＴＦＥ外側被覆層及び内側被覆層に結合することにより、完成した被覆の強度を上げることができる。次いで構成物を冷却して、圧縮ラップ及びカプトン（Kapton）フィルムを破棄してもよい。構成物は、次いで、マンドレルから取り除かれてもよい。
上記の例示的なプロセスによって形成されるステントは、所望の多孔性及び強度の特質を有して構成されてもよい。場合によっては、ＦＥＰ材料は、ＰＴＦＥナノファイバをコーティングしつつも、組織内殖及び／又は内皮細胞付着又は増殖を可能にするのに十分な多孔性を有していてもよい。ＦＥＰがＰＴＦＥをコーティングする程度は、処理の温度及び時間によって調節される。構成物を保持する温度を低くし、及び／又は時間を短くすれば、ＦＥＰの流動性は低くなる。場合によっては、構造物を約２７０℃程度に加熱することにより、層内又は層を貫通する組織内殖に対して不透過性であるＦＥＰの結合層を形成してもよい。
図５は、スキャフォールド構造５２０及び被覆５２４を含むステント５０２を示す。被覆５２４は、本明細書に開示される層の任意の組合せによって構成されてもよい。更に、図５のステント５０２は、ステント５０２の両端部にカフ５４０を含む。別の実施形態ではカフ５４０は、ステント５０２の一端のみに位置してもよい。
カフ５４０は、ステント５０２の外径上に、ステント５０２の一端又は両端に隣接して配設される追加の被覆層を含んでもよい。カフ５４０は、カフ５４０への組織内殖、付着、及び／又は取込みを促進するように構成されてもよく、例えば、カフ５４０の多孔度は、ステント５０２の被覆５２４の外側層の多孔度よりも高くてもよい。多孔性、被覆又はコーティングのタイプ、材料のタイプ、有機材料の使用、及び／又は合成材料及び有機材料で形成される複合材料の使用等の因子を用いて、組織内殖のために構成されるカフ５４０を形成してもよい。再び、カフ５４０は、ステント５０２の一端又は両端における、組織内殖及び／又は内皮細胞の増殖又は付着を促進するように構成されてもよい。人体の中に埋込まれた場合、カフ５４０は、血管壁に対してステント５０２の端部を「固定する」傾向があってもよく、血管壁に対するステント端部の相対移動を低減させる。このように移動を抑制することで、ステント端部による血管の刺激を少なくでき、狭窄症等の合併症を最小にすることができる。カフ５４０は、場合によっては、ＣＶＯ型用途のために構成されてもよい。更に、図示されるステントカフ５４０に類似した多孔性材料のバンドを、任意の医療器具に結合して、このような装置の一部を固定してもよい。
一部の実施形態では、ステント５０２の被覆５２４の外側層を比較的無孔として、外側層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制してもよいが、外側層の周囲に配設されたカフ５４０は各端部の近くに、組織内殖、付着、又は取込みを発生させる部分を提供してもよい。
カフ５４０は、ＰＴＦＥ等の回転スパン材料から構成されてもよく、また、本明細書に記載される多層の装置構築の方法を含む任意の方法で、外側被覆層に固着してもよい。例えば、ＦＥＰの層は、外側被覆層とカフ５４０との間に配設され、加熱されて層同士を固着してもよい。別の実施形態では、カフ５４０は、ステントに結合されるコラーゲン層を含んでもよい。更に、共回転スピンされるコラーゲン及びＰＴＦＥカフ５４０を利用してもよい。
本開示は、ステントを含む医療器具に関し、それは、１つ以上の被覆又はコーティングに関連して提供されるフレーム構造を含んでもよい。特定の構造、被覆及びコーティングが本明細書に記載されるが、本明細書に記載されるフレーム又は被覆及び／又はコーティングの任意の特徴は、本開示の範囲から逸脱することなく、他の任意の開示の特徴と組み合わせてもよいことが理解されよう。例えば、以下の参照の図では、被覆又はコーティングが無い金属フレームを示し、図中に記載され及び示される特徴は、本明細書に開示される被覆又はコーティングの任意の組合せと組み合わせてもよい。更に、本明細書で用いられる際、用語「フレーム」は、医療器具に関して用いられる支持体構造を指す。例えば、上述の図４Ａ〜４Ｅに関連して記載したようなスキャフォールド構造は、医療器具に関連して用いられるフレームの一例である。一部の実施形態では、ステント等の医療器具が、被覆、コーティング、又は他の構成要素を有さないフレームを単独で備えていてもよい。
更に、本開示は、多層構造を含む医療器具を含む、本明細書に開示した任意の回転スパンマットを利用することができる多種多様な医療器具に適用することができる。例えば、ヘルニアパッチは、二層構造を含んでもよく、パッチの片側が（固着及び治癒のために）組織内殖及び／又は付着を可能にするように構成され、他方側がこのような内殖及び／又は付着に抵抗するように構成される（周囲の組織に関して「滑りやすい」第２の側を作製する）。更に、上述したようにパッチは、また、２つの外層の間に配設される結合層を含んでもよい。結合層は、パッチ内への又は貫通する組織内殖又は付着に抵抗するように構成されてもよく、及び／又は構成物への強度等の機械的特性を提供するように構成されてもよい。
図６、７Ａ、及び７Ｂは、ステント又は埋込体等の医療器具に関連して使用するフレームの可能な実施形態の図を示す。図７Ｃは、フレーム構造の一部の代替構成である。図８及び９は、フレア端部を含むフレームの一実施形態の図である。図１０は、ワイヤをどのように成形してフレームを形成するかの一実施形態を示す。
医療器具に関連して使用するフレームは、様々な手段によって、特定の形状に作製又は形成されてもよい。例えば、フレームは、材料の単一チューブから切断されてもよく、フレームがまずレーザーカットされた後展開される実施形態は、ここに含まれる。別の実施形態では、フレームは成形されてもよく、フレームが高分子材料から成形される実施形態は、これに含まれる。更に、他の実施形態では、粉末圧縮成形又は直接金属レーザー焼結等の粉末冶金のプロセスを用いてもよい。
図６は、フレームの実施形態の正面図を示す。図示の実施形態は、フレームを形成する金属ワイヤ６５０の構成の一実施形態を示す。図６に示すように、フレームは、単一の連続ワイヤから構成されてもよい。
図６、７Ａ、及び７Ｂを広く参照して、図示のフレーム構造の特定の特徴が示される。任意の図中で用いられる符号及び記号は、特徴が各図中で識別されるか否かにかかわらず、他の図示された実施形態で類似した特徴に適用されることが理解されよう。これらの図の中で概略的に示されるように、フレーム構造は、フレームを形成するために成形されるワイヤ６５０から構成されてもよい。ワイヤ６５０は、波型の形状で成形されてもよく、この波は、フレーム構造の頂点６５２及びアーム６５４を画定する。フレームは、被覆層（図示せず）に、更に結合されてもよい。更に、一部の実施形態では、本明細書に開示する任意の被覆が、例えば、レーザーカットフレーム、ポリマーのフレーム、ワイヤフレーム等の任意のタイプのフレームに適用されてもよい。
フレームは、中間部が端部より「硬く」なるように設計されてもよい。フレームの「硬度」は、構造の相対強度（例えば、その圧縮性）を指す。フレームの硬い部分は、軟かい部分よりも強度が大きい（すなわち、より大きい径方向の外側へ向かう力が作用する）。一実施形態では、中間部は、比較的軟質である近位端及び遠位端よりも堅い部分である。更に、装置を使用する生来の人体組織（native anatomy）に適合する装置の能力を高めるように、フレームは可撓性を有するように構成されてもよい。同様に、被覆された装置は、治療部位で生来の人体組織（native anatomy）に適合する被覆で構成されてもよい。
更に、装置が供給される際、装置全体が比較的扁平な構成に縮むことできるように、フレームが構成されてもよい。例えば、一定の径又は狭められたプロファイルの装置の方が、ある血管又は他のアクセス点での供給のためには、他の装置よりも適当である。例えば、多くの場合、橈骨動脈を介して組込むように構成される装置は、概して太い大腿動脈を介して組込むように構成される装置よりも、比較的小さくてもよい。フレームは、特定のプロファイルに縮むように構成することで、多様な又は所望のアクセス点で潜在的なアクセスを可能にする。同様に、フレームを有していない装置を、アクセス及び供給しやすくするために特定のプロファイル内に配設されるように構成してもよい。装置が人体に配置されたら、多数の方法で拡張又は展開されてもよく、これには、自己展開型の材料及び構成の使用が含まれる。更に、一部の構成が、バルーン等の二次的装置による拡張のために設計されてもよい。
４つの基本的な設計パラメータを操作して、図示のフレームの特性（硬度、強度、圧挫力、帯鋼力、柔軟性等）に影響を与えることができる。これらの特性は、以下の通りである。（１）頂点間距離、図６及び７ＡでＨxで表示；（２）アーム長、図６及び７ＡでＡxで表示；（３）頂点半径、図７ＡでＲxで表示；及び（４）ワイヤ６５０の径。これらの値は、フレームの異なる点において一定であってもよく、又は一定でなくてもよい。したがって、下付きの「ｘ」が一般的に用いられる。すなわち、「Ｈ」で識別した各距離は下つき添字１、２、３等で頂点間距離を指し、特定の点における頂点間距離を示す。これらの下付き数字の表示は、必ずしも具体的な距離を指すというわけではなくて、相対的に用いられてもよい（すなわち、正確な値をいずれの測定値にも割り当てることなく、Ｈ1は、Ｈ2より小さいとして表示されてもよい）ことが理解されよう。更に、本開示の利益を享受する当業者にとって明らかであるが、同様の測定値及び下つき添字のパターンが、本明細書に記載されるＡxとＲx等の他のパラメータに使用される。
全体的なフレームの設計は、所望の径方向の力、破砕プロファイル（crush profile）、及び歪みプロファイル（strain profile）を最適化するように構成されてもよい。フレームの設計パラメータは、所望の特質を形成するように、それぞれ構成及び調整されてよい。例えば、歪みプロファイルは、用いる材料の破壊点より小さくなるように構成されてもよい。
第１のパラメータ、すなわち頂点間距離は、Ｈxとして示される。この測定値は、第１の頂点と第２の頂点との間の距離を示し、両方の頂点はフレームの外径上の直線に実質的に沿って存在し、この直線は、フレームの長手方向軸線と同一平面上でかつこれと平行である。一部の実施形態では、Ｈxは、フレームの全長に沿って一定であってもよい。別の実施形態では、フレームの長さは、１つ以上の「領域」に分割されてもよく、そこでは、Ｈxは領域内で一定であるが、各領域は異なるＨxを有してもよい。更に、他の実施形態では、Ｈxは、フレームの全長に沿って変化してもよい。Ｈxは、他の設計パラメータに関連して、フレームの特性を決定するように構成されてもよい。一般に、より小さいＨx値を有するフレームの領域は、より大きいＨx値を有する領域より硬くなる。
図６に示される実施形態では、２つの「フレア領域」がフレームの両端部に、また中央体領域がフレームの残りの長さに沿って、存在する。図示の実施形態では、Ｈ1は、フレームの中央体領域内の頂点間距離を示し、Ｈ2はフレームのフレア領域内の頂点間距離を示す。図示の実施形態では、頂点間距離Ｈ2は、フレームの遠位端近くのフレア領域と、フレームの近位端近くのフレア領域とで、同じである。一部の実施形態では、Ｈ1は、Ｈ2より小さくてもよく、中央体で比較的硬く端部で比較的軟かいフレームが得られる。このような特性を有するフレームを、例えば、腫瘍又はその他の閉塞を治療するために中央体に沿って強度が必要であるが、端部は健康な組織上に置いて、軟らかい端部が健康な組織の外傷を最小にするように構成される用途で、利用してもよい。
軟らかい端部及び硬い中央体が望ましい実施形態では、Ｈ1は、約２ｍｍ〜３０ｍｍであってもよく、Ｈ2は約２．１ｍｍ〜３０．１ｍｍであってもよい。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のステントに関連して使用されるよう構成されたフレームにおいて、Ｈ1は、約３ｍｍ〜１０ｍｍであってもよく、Ｈ2は約３．１ｍｍ〜１０．１ｍｍであってもよく、これは例えば、３ｍｍ＜Ｈ1＜８ｍｍかつ３．５ｍｍ＜Ｈ2＜９ｍｍ、３ｍｍ＜Ｈ1＜６．５ｍｍかつ４ｍｍ＜Ｈ2＜８ｍｍ、又は３ｍｍ＜Ｈ1＜５ｍｍかつ５．５ｍｍ＜Ｈ2＜６．５ｍｍを含む。
２つ以上の頂点間の長さが１つのフレーム内に存在する別の実施形態では、頂点間の長さにおける変化は、フレームの中点からの頂点の変位と相関していてもよい。換言すれば、一方が、フレームに同一形状を与えるような方法でフレームの中点から端部の方へ移動する際に、頂点間の長さは、徐々に増加してもよく、したがって、フレームの長さの中点から両側が同一の特性である。別の実施形態では、フレームの長さ方向に沿った任意の地点で、異なる形状を利用してもよい。上記で開示されるＨxの値の範囲が、フレームが複数の頂点間の長さを有する実施形態に対して、同様に適用できることが理解されよう。例えば、一実施形態では、フレームは、中央体で頂点間の長さを、Ｈ1に対して上記で開示される範囲の１つの範囲内で有してもよく、Ｈxの値は、次第に又は他のパターンで徐々に変化してもよく、フレームの長さ方向に沿って、端部でＨ2のための相補的範囲内の頂点間の長さに達してもよい。
更に一部の実施形態では、Ｈxの値は隣接するコイルがお互いの中に「入れ子にされる」程小さくてよい。換言すれば、第１の螺旋状のコイルの頂点は、次の隣接のコイルの頂点の真下の空間に延在してもよい。換言すれば、下側のコイルの頂点は、上側のコイルのアーム間に配設されるために十分な量だけ延在してもよい。別の実施形態では、隣接のコイルは完全に分離されるよう、Ｈxの値を十分に大きくとってもよい。隣接するコイル同士が「入れ子にされる」実施形態において、ステントの任意の特定の横断面でのワイヤの数が、入れ子にされないステントより多くてもよい。換言すれば、フレームの長手方向軸線に対して直交に配設される仮想の平面に沿ってフレームを切ることで、フレームが入れ子にされている場合は、入れ子にされていない場合と比較して、より多くのワイヤと交叉する。Ｈxの値が小さくなれば、より多くの列が、この平面によって横切られることができる（すなわち、隣接の列よりも多くが、特定の列の頂点の下の空間に延在してもよい）。入れ子にされたフレームは、フレームを含むステントが供給カテーテルに装填された時、フレームに比較的大きな歪みを発生する場合がある。場合によっては、入れ子にされたフレームの供給カテーテルは、このため、入れ子にされていないフレームのために構成される供給カテーテルより比較的大きくてもよい。更に、入れ子にされたフレームは、同様のパラメータを有する入れ子にされていないステントと比較して、より硬くてもよい。
本開示の利益を享受する当業者にとって明らかなように、硬い中央体及び軟らかい端部を有するフレームは、様々な用途にとって望ましい。更に、場合によっては、基本的に「対称」フレームが望ましい場合があり、換言すれば、中央体部分である特性及び端部で他の特性を有するフレームは、両端部における特性が実質的に同一である。無論、他の実施形態では、フレームの全長に沿ってさまざまな特性を有してもよい。例えば、Ｈ1及びＨ2との間の差のような変数を変える影響が、（図６に示すように）略対称なステントに関して記載されてもよいが、フレームの全長に沿って形状が変化する場合に、フレームの特性を管理するために、これと同じ原理を利用してもよいことが理解されよう。本開示の利益を享受する当業者にとって明らかなように、これは、本明細書に記載される変数のパラメータのそれぞれ、例えば、Ｈx、Ａx、及びＲxに適用される。
第２のパラメータ、アーム長が、図６及び７ＡでＡxとして示される。Ｈxと同様に、Ａxは、フレームの長さ方向に沿って一定でもよく、あるいは領域内において一定でもよく、又は、フレームの長さ方向に沿って変化してもよい。Ａxの長さの変化を、他のパラメータの変化とともに構成して、特定の特性群を有するフレームを形成してもよい。一般に、Ａxが比較的短いフレームの領域は、Ａxが長い領域よりも、硬い。
一部の実施形態では、フレームの中間部の近くのアーム長Ａ1は、端部の近くのアーム長Ａ2より短い。この構成により、フレームは、中間部で比較的硬くなる。軟らかい端部及び硬い中央体が望ましい実施形態では、Ａ1は約２ｍｍ〜３０ｍｍ、Ａ2は約２．１ｍｍ〜３０．１ｍｍであってもよい。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のためのフレームでは、Ａ1は約２ｍｍ〜１０ｍｍ、Ａ2は約２．１ｍｍ〜１０．１ｍｍであってもよく、例えば、２．５ｍｍ＜Ａ1＜８ｍｍかつ３ｍｍ＜Ａ2＜９ｍｍ、３ｍｍ＜Ａ1＜６ｍｍかつ４ｍｍ＜Ａ2＜７．５ｍｍ、又は４ｍｍ＜Ａ1＜５ｍｍかつ５ｍｍ＜Ａ2＜６ｍｍを含む。
２つ以上のアーム長が１つのフレームにおいて存在する別の実施形態では、アーム長の変化は、中点からフレームに沿ったアームの変位と相関してもよい。換言すれば、一方が、フレームに同一形状を与えるような方法でフレームの中点から端部の方へ移動する際に、アーム長は徐々に増加してもよく、したがって、フレームの長さの中点の両側が同一の特性である。別の実施形態では、フレームの長さ方向に沿った任意の地点で、異なる形状を利用してもよい。上記に開示されるＡxの値の範囲が、フレームが複数のアーム長を有する実施形態に、同様に適用できることが理解されよう。例えば、一実施形態では、フレームは、中央体でアーム長を、Ａ1に対して上記で開示される範囲の１つの範囲内で有してもよく、Ａxの値は、次第に又は他のパターンで徐々に変化してもよく、フレームの長さ方向に沿って、端部でＡ2のための相補的範囲内のアーム長に達してもよい。
第３のパラメータ、頂点半径が、図７ＡでＲ1として示される。Ｈx及びＡxと同様に、Ｒxは、フレームにおいて所望の特性を形成するように構成されてもよい。一部の実施形態では、各頂点の内側半径は、実質的に一定の半径を有する弧を形成してもよい。図７Ａの点線で示すように、この弧は、頂点内に円を形成するように延在することができる。測定値Ｒxは、弧の半径及びこれにより記される円を指す。更に、一部の実施形態では、フレームのアーム及び頂点は、マンドレルから突出するピンの周囲にワイヤを成形することによって形成される。用いられるピンの半径は、頂点にその形状を与え、したがって、実質的に頂点と同じ半径を有する。一部の実施形態では、Ｒxは、フレームの全長に沿って一定であり、フレームの長さ方向に沿った領域内で一定であり、又は、フレームの全長に沿って変化する。Ｒxの大きさにおける変化は、他のパラメータにおける変化とともに特性の特定のセットを有するフレームを形成するように構成されてもよい。一般に、Ｒxが比較的小さいフレームの領域は、Ｒxが大きい領域より硬い。
更に、場合によっては、Ｒxが小さいと、例えば、フレームが供給カテーテル内に配設される時等のフレームが圧縮される際、ワイヤフレームの歪みが比較的小さくなる。更に、比較的大きい径のワイヤは、小さい径のワイヤと比較して、圧縮時にＲxによって測定される半径で又はこれに隣接する場所で、歪みが比較的低くなる。したがって、場合によっては、Ｒxの値及びフレームを形成するワイヤの直径を変化させることにより、歪みを特定の設計のために最適化することができる。
他の変数のように、Ｒxは、フレームの用途及び所望の特性に応じた値の範囲を取ることができる。一部の実施形態では、Ｒxは、約０．１２〜約０．６４ｍｍを含む約０．１２ｍｍ〜１．５ｍｍであってもよい。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のためのステント用途として構成されるフレームでは、Ｒxは、約０．３５ｍｍ〜０．７０ｍｍであってもよく、例えば、０．３５ｍｍ＜Ｒx＜０．６５ｍｍ、０．３５ｍｍ＜Ｒx＜０．６ｍｍ、又は０．４ｍｍ＜Ｒx＜０．５ｍｍである。
Ｒxの値がフレームの長さ方向に沿って一定か否か、フレームが異なるＲx値の領域に分割されるか否か、又はＲxがフレームの全長に沿って変化するか否かについて、Ｒxの開示された範囲が適用されることが理解されよう。
第４のパラメータであるワイヤ径が、以下に、図１０と関連して詳細に検討される。
図７Ａは、フレームの２つの隣接するコイルの前部の切取図を示す。示されるコイルの一部は例示的であり、３つのパラメータＨx、Ａx、及びＲxの明瞭な図を提供する。これらの３つのパラメータの全ては、特定の特性を有するフレームを形成するように構成されてもよいことが理解されよう。本明細書に開示されるこれらのパラメータの値、範囲、又は相対的な大きさの任意の組合せは、本開示の範囲内で用いられてもよい。これらの値を纏めた一例として、比較的硬い中央体及びより軟らかい端部を有するＣＶ又はＰＶフレームの一実施形態では、Ｈ1は約４ｍｍ、Ｈ2は約５．９ｍｍ、Ａ1は約４．５ｍｍ、Ａ2は約５．６ｍｍ、及びＲ1は約０．５ｍｍである。
図７Ｂは、フレームの一端の拡大図である。フレームが単一連続ワイヤによって形成される実施形態では、図７Ｂは、ワイヤの端部６５６がフレームに結合されてもよい一方法を示す。図示のように、最終のコイルがその前のコイルと略平行に近づきかつ延在するように、ワイヤが配置されてもよい。この構成により、２つのコイルの間での頂点間距離が、ワイヤの端部６５６の近くで短くなる。一部の実施形態では、この遷移は、ワイヤの長さ方向に沿って頂点約４〜８個分の距離に沿って発生する。例えば、フレームが、端部に最も近いフレームの領域に沿って、Ｈ2’の頂点と頂点の間隔で構成されるならば、頂点間距離は、Ｈ2’からより小さい距離に減少し、ワイヤの端部６５６が（図７Ｂに示すように）頂点約４〜８個分の長さにわたって先のコイルと合うようになる。
図７Ｃは、フレームの一部の代替的構成を示す。図７Ｃの実施形態では、各頂点６５２’は、ワイヤの長さ方向に沿って相対高さが交互になるように配置される。特に、図示される実施形態では、頂点は、螺旋状のコイルの周りに、高い頂点、低い頂点、高い頂点、低い頂点等のパターンを形成する。場合によっては、フレームは、フレームの一端又は両端で交互になっている頂点を有するように構成されてもよい。例えば、図６で示すフレームは、フレームの一端又は両端で、図７Ｃに示される頂点６５２’及びアーム６５４’のパターンで構成されてもよい。このような頂点の交互パターンにより、力をフレームの端部での血管壁に沿って分散させることができ、比較的非外傷性の端部を形成することができる。
端部６５６は、当該技術分野で既知の様々な方法でフレームに取り付けられてもよい。端部６５６は、フレームにレーザー溶接されてもよく、又は機械的にフレームに圧着されてもよい。フレームがポリマー被覆を更に含む医療器具の要素である実施形態では、端部６５６は、単に被覆に結合していることによって固定されてもよい。他の場合では、ストリングを用いて、端部６５６をフレームの隣接部分に拘束又は結合してもよい。同様に、場合によっては、フレームに端部６５６を連結する方法で、放射線不透過性マーカーを端部６５６の周りに圧着してもよい。更に、当該技術分野で既知の他の方法を利用してもよい。
更に、一部の実施形態において、フレームに沿った１つ以上の点で放射線不透過性マーカーを有するように、フレームを構成してもよい。このようなマーカーは、フレームに圧着されてもよい。別の実施形態では、放射線不透過性のリボン、例えば金のリボン等を、フレームにねじ止め又は適用してもよい。一部の実施形態では、これらのマーカーは、フレームの一端又は両端に、又は隣接して配置してもよい。金又はタンタル等の、任意の放射線不透過性の材料を用いてもよい。放射線不透過性要素は、装置の供給及び配置を促進し及び／又は蛍光透視検査において装置の視認性を促進するように、構成されてもよい。
更に、図８及び９と共に図６を参照し、フレームは、フレア端部を有するように構成されてもよい。ある実施形態では、フレームは、近位端及び遠位端の両方にフレアを有してもよく、近位端だけ又は遠位端だけに有してもよく、あるいは、どちらの端部にも有していなくてもよいことが理解されよう。これらの実施形態のある形態では、フレームは、フレームの中央体領域では、実質的に一定の径を有してもよく、端部では外へ広がりより大きい径になっていてもよい。近位端及び遠位端でのフレアの形状は、同じであってもよく、又は同じでなくてもよいことが理解されよう。
図６に示される実施形態の中で、フレームは、フレームの中央体で直径Ｄ1を有する。この径は、フレームの中央体全体に沿って一定としてもよい。図示の実施形態は、端部で第２の直径Ｄ2を有する。この直径の変化は、フレームの端部に「フレア領域」、又は径が大きくなる領域を形成し、このため、フレームは、「フレア」部を含むと記載してもよい。一部の実施形態では、フレア領域は、長さが約１ｍｍ〜６０ｍｍである。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のために設計されるステント用に構成されるあるフレームでは、フレア領域が、長さ約３ｍｍ〜約２５ｍｍであってもよく、例えば、長さ約４ｍｍ〜約１５ｍｍ、又は約５ｍｍ〜約１０ｍｍであってもよい。
中央体でのステントの直径、フレアの一方若しくは両方の直径、又はこれらの寸法の全てを、装置が使用するように構成される人体内腔よりわずかに大きくなるように構成してもよい。したがって、装置のサイズにより、内腔との干渉を引き起こし、また、装置が内腔内に移動する可能性を低減することができる。更に、かかり又はアンカー等のアクティブ式抗移動要素又は固定要素（active anti-migration or fixation elements）を用いてもよい。
図８及び９には、フレームが端部でどのようにフレアを形成することができるかが示される。直径Ｄ1’及びＤ1’’は、Ｄ1と同様に、中央体の直径を指し、Ｄ2’及びＤ2’’は、Ｄ2と同様に端部の直径を指す。更に、図９に示すように、フレアの端部は、中央体におけるフレームの表面とフレアの表面との間の角度アルファを形成してもよい。場合によっては、図９に示すように、フレア部分は、一定の角度で一様にラッパ状に広がるだろう。一部の実施形態では、角度アルファを約１度〜約３０度としてもよい。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のために設計されるステント用に構成される一部のフレームでは、アルファは約２度〜８度であり、例えば、約２．５度〜約７度、又は約３度〜約５度である。１つの例示的な実施形態において、アルファは約３．６度であってもよい。
また、図６のフレームは、長さＬを有する。この長さは、フレームの所望の用途に従い変化することが理解されよう。フレームが端部でフレア領域を有する実施形態では、長いフレームは、これに比例してより長いフレア領域を有してもよく、又は有していなくてもよい。一部の実施形態では、このフレア領域は、フレームの全長に関係なく上述の任意の長さであってもよい。
開示されたフレームは、様々なサイズで形成されてもよい。一部の実施形態では、Ｌは、約１０ｍｍ〜約２００ｍｍであってもよい。例えば、ＣＶ用途では、フレームの長さＬは、約４０ｍｍ〜１００ｍｍとしてもよく、また、例えば、少なくとも約５０ｍｍ、６０ｍｍ、７０ｍｍ、８０ｍｍ、又は９０ｍｍの任意の値であってもよい。ＰＶ用途では、フレームの長さＬは、約２５ｍｍ〜１５０ｍｍとしてもよく、また、例えば、少なくとも約５０ｍｍ、７５ｍｍ、１００ｍｍ、又は１２５ｍｍの任意の値であってもよい。また、フレームは、他の用途のこれらの例示的な値よりも長くてもよく、又は短くてもよい。
同様に、フレームは様々な径で形成されてもよい。一部の実施形態では、フレームの中央体の直径が、約１ｍｍ〜約４５ｍｍであってもよく、これには、約４ｍｍ〜約４０ｍｍが含まれる。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途では、フレームは、約３ｍｍ〜１６ｍｍの中央体の内径を有してもよく、すなわち、約５ｍｍ〜約１４ｍｍ又は約７ｍｍ〜約１０ｍｍ等の範囲の任意の距離であってもよい。更に、場合によっては、フレームの直径又は直径類似測定値は、他の成分の関数として記載されてもよい。例えば、フレームは、フレームの周囲の特定の数の頂点で構成されてもよい。例えば、一部のフレームは、フレームの周囲に約２〜約３０個の頂点で構成されてもよい。
フレームは、使用される中央体の直径に関係なく、フレアの端部で構成されてもよく、又は構成されなくてもよい。一部のＣＶの実施形態では、フレアの端部での最大径は、約０．５ｍｍ〜約２．５ｍｍだけ中央体の直径より大きい。例えば、フレアの端部での最大径は、約１ｍｍ〜約２ｍｍ、又は代替的には約１．２５ｍｍ〜約１．５ｍｍであってもよく、中央体の直径より例えば約１．２５ｍｍ〜約１．５ｍｍだけ大きい。
次に図１０を参照し、フレームは、単一の連続ワイヤから形成されてもよい。一部の実施形態では、ワイヤは、ニチノール（ＡＳＴＭ Ｆ２０６３）又は他の適切な材料から構成されてもよい。一部の実施形態では、ワイヤの直径は、約０．００２５ｃｍ〜約０．１３ｃｍであってもよく（約０．００１インチ〜約０．０５インチ）、これには、約０．０１３ｃｍ〜約０．０６４ｃｍが含まれる（約０．００５インチ〜約０．０２５インチ）。例えば、ＣＶ又はＰＶ用途のために設計される一部のフレームでは、ワイヤ径は、直径約０．０２ｃｍ〜約０．０３０ｃｍ（約０．００８インチ〜約０．０１２インチ）であってもよく、ワイヤの直径が約０．０２３ｃｍ〜約０．０２８ｃｍ（約０．００９インチ〜約０．０１１インチ）である実施形態を含み、あるいはワイヤが直径約０．０２５ｃｍ（０．０１０インチ）である実施形態を含む。更に、胸大動脈のために構成されるフレームは、最大で直径０．０５１ｃｍ（０．０２０インチ）のワイヤで形成されてもよく、直径約０．０２５ｃｍ〜０．０４６ｃｍ（０．０１０インチ〜０．０１８インチ）のワイヤを含む。
図１０は、一部の実施形態では、ワイヤ６５０が、どのように螺旋状のパターンで巻かれて、ステントの長さ方向に沿って傾くコイルを形成することができるかを示す。アーム及び頂点を形成するワイヤの波は、この螺旋のまわりで心合わせをされてもよく、これは点線６６０によって表される。
一部の実施形態では、ステント、埋込体、又は他の管状の装置は、装置の長さ方向に沿ってテーパーつきセグメントを含んでもよい。テーパーは、装置のより小さい径の部分から装置のより大きい径の部分に流体が遷移することで、装置内の流動の速度を低減するように構成されてもよい。流体速度を低減することにより層流を促進するように構成されてもよく、これには、管状の部材が、装置の下流端部で、層流を促進するためにテーパーが付けられている場合を含む。
更に、一部の実施形態において、ステント又は他の管状の部材は、２つ以上の体腔の間の接合部に置かれてもよい。例えば、図２３Ａは、２つの体腔の間の交点に配置されるステント７０２ａを示す。一部の実施形態では、ステント７０２ａは、内腔の交点で層流を促進するように構成されてもよい。
図２３Ｂは、テーパーつきセグメント７０５ｂを有するステント７０２ｂの一部を示し、それは、ステント７０２ｂ内の流速を低減するように構成されてもよい。一部の実施形態、例えば、図２３Ｂの実施形態では、テーパーつきセグメント７０５ｂは、ステント７０２ｂの下流端部の上流側に配置されてもよい。図２３Ｃは、ステント７０２ｃの下流端部に隣接するテーパーつきセグメント７０５ｃを有するステント７０２ｃの一部の例示的な別の実施形態を示す。任意のテーパーつきセグメント（７０５ｂ、７０５ｃ）が、任意のステントに関連して用いられてもよく、これには、テーパーつきセグメントがステントの中及びその周りの層流を促進するために構成される実施形態が含まれる。例えば、図２３Ａのステント７０２ａは、いずれかのテーパーつき部分（７０５ｂ、７０５ｃ）を有するように構成されて、ステント７０２ａから流出し、図２３Ａの人体内腔同士の間の接合部に至る層流を促進してもよい。
回転スパンコーティングの使用により、テーパーつきステントに沿って一様な厚さの被覆を塗布しやすくしてもよい。例えば、一部の実施形態では、回転スパンコーティングは、多様な形状によって構成される装置を均一にコーティングするように構成されてもよい。回転スパンコーティングは、テーパー、ショルダー等の多様な形状に沿って実質的に均等なコーティングを堆積することができる。
多数の例示的なＰＴＦＥマットが、上記の開示に従って製造された。図１１Ａ〜２０は、それぞれ、例示的なプロセスで製造されるＰＴＦＥマットのＳＥＭである。以下の実施例は、更に例示的な実施形態を示すことが意図されるものであり、開示の範囲を制限する意図はない。
（実施例１）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２５．７１ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０５ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２５．７１ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０５ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約３０００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、５．０８ｃｍ×５．０８ｃｍ（２インチ×２インチ）のアルミニウムフォイルシート上で収集された。収集シートは、紡糸口金から約２５．４ｃｍ（１０インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
この例では、小さいビーズが、製造されたファイバ上に観測された。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、一般に非常に目が粗かったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、ほぼ小径から中径であった。
図１１Ａは、実施例１の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１１Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１１Ｂは、９５０倍の倍率での図１１Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例２）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約４５００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、５．０８ｃｍ×５．０８ｃｍ（２インチ×２インチ）のアルミニウムフォイルシート上で収集された。収集シートは、紡糸口金から約２４．１ｃｍ（９．５インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
ファイバの交差又は横断の特性と共に、ファイバの略ランダムな堆積が、この例から観測される。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、全体的に目が粗かったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に中径であった。
図１２Ａは、実施例２の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１２Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１２Ｂは、９５０倍の倍率での図１２Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例３）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約４５００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、直径１．２７ｃｍ（０．５インチ）の回転マンドレル上で収集された。この実施例の間、マンドレルを約２００ＲＰＭで回転させた。マンドレルは、紡糸口金から約２４．１ｃｍ（９．５インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
この例で得られたマットのファイバがほぼ整列していたことが観測された。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、全体的に目が粗くなかったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に中径であった。
図１３Ａは、実施例３の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１２Ａと同様に、図１３Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１３Ａは、回転するマンドレル上で収集されたファイバが全体的に整列された配置を示す。特に、図１２Ａと１３Ａとを比較すれば、ファイバの整列に関して、シートコレクタに対する回転マンドレルの使用の影響が示される。図１３Ｂは、９５０倍の倍率での図１３Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例４）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２１．４３ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１０ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２１．４３ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１０ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約６０００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、直径１．２７ｃｍ（０．５インチ）の回転マンドレル上で収集された。この実施例の間、マンドレルを約２００ＲＰＭで回転させた。マンドレルは、紡糸口金から約２４．１ｃｍ（９．５インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
この例で得られたマットのファイバがほぼ整列していたことが観測された。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、全体的に目が粗かったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に大径であった。
図１４Ａは、実施例４の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１４Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１４Ｂは、９５０倍の倍率での図１４Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例５）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２０．５６ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１１ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２０．５６ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１１ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約８０００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、５．０８ｃｍ×５．０８ｃｍ（２インチ×２インチ）のアルミニウムフォイルシート上で収集された。収集シートは、紡糸口金から約２４．１ｃｍ（９．５インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
この実施例で形成されたマットは、非常に大きいファイバを含む広いファイバ径の分布を有していたことが観測された。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、全体的に目が粗かったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に大径であった。
図１５は、実施例５の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１５は、９５０倍の倍率を表す。
（実施例６）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２１．４３ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１０ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２１．４３ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．１０ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約６０００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、５．０８ｃｍ（２インチ×２インチ）のアルミニウムフォイルシート上で収集された。収集シートは、紡糸口金から約２４．１ｃｍ（９．５インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
ビーズは、このマットのファイバ上では観測されなかった。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは、全体的に目が粗くなかったことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に中径であった。
図１６Ａは、実施例６の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１６Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１６Ｂは、９５０倍の倍率での図１６Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例７）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２５．７１ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０５ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２５．７１ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０５ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約３０００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、５．０８ｃｍ×５．０８ｃｍ（２インチ×２インチ）のアルミニウムフォイルシート上で収集された。収集シートは、紡糸口金から約２５．４ｃｍ（１０インチ）に配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
この実施例は、本明細書に開示される実施例のうち最小径のファイバを製造した。得られたマットは、厚さ約５０マイクロメートルであった。マットは全体的に目が細かいことが更に観測された。再び、観測されたファイバ径は、全体的に小径であった。
図１７Ａは、実施例７の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１７Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１７Ｂは、９５０倍の倍率での図１７Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例８）
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
６０重量％ ＰＴＦＥ水分散物を、次のようにＰＥＯ及び水と混合した。ＰＥＯのグラム当たり２．８６ｍＬの水の比を維持するように、水をＰＥＯに加えた。ＰＥＯが充分に溶解され溶液が濃厚なゲルを形成するまで、水とＰＥＯを混合した。溶解したＰＥＯに、６０重量％ ＰＴＦＥ水性分散液２４．００ｍＬを加えて、ＰＴＦＥ分散物にＰＥＯを混合した混合物０．０７ｇ／ｍＬを得た。混合物は、７０マイクロメートル又はこれより微細なフィルタを通して濾され、全ての大径粒子を取り除いた。混合した溶液は次いで、静置され、及び／又は、溶液が均一性を実現するまで非撹拌型ジャーローラ内で混合された。場合によっては、このプロセスは２４〜４８時間かかる。
次いで、混合された溶液は、約３５００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンされ、直径１．２７ｃｍ（０．５インチ）の回転マンドレル上で収集された。この実施例の間、マンドレルを約２００ＲＰＭで回転させた。マンドレルは、この実施例では水平に配置された。マンドレルは、マンドレルの長さ方向に沿って紡糸口金から約１０．２ｃｍ〜約１５．２ｃｍ（約４インチ〜約６インチ）の距離だけ離れて配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
得られたマットは、厚さ約４５マイクロメートルであった。マットは全体的に目が細かいことが更に観測された。同様に、観測されるファイバ径は、全体的に中径であった。
図１８Ａは、実施例８の手順で形成された回転スパンＰＴＦＥマットのＳＥＭである。図１８Ａは、１７０倍の倍率を表す。図１８Ｂは、９５０倍の倍率での図１８Ａの回転スパンＰＴＦＥのＳＥＭである。
（実施例９）
別々の２つのナノファイバチューブを、水平に回転するマンドレル上で製造し、各チューブをマンドレルから取り除いた。各チューブは、実施例８で記載されたのと同一手順で製造された。次いで、２つのチューブのうち最初のチューブを、１．２７ｃｍ（０．５インチ）径のマンドレル上に配置し、厚さ０．００２５ｃｍ（０．００１インチ）の固形のＦＥＰフィルムで、第１のチューブ及びマンドレルを一周巻いた。ＦＥＰフィルムは、約３２０℃で、はんだごてを用いて適所をとめられた。
別々の２つのナノファイバチューブを、水平に回転するマンドレル上で製造し、各チューブをマンドレルから取り除いた。各チューブは、実施例８で記載されたのと同一手順で製造された。次いで、２つのチューブのうち最初のチューブを、１．２７ｃｍ（０．５インチ）径のマンドレル上に配置し、厚さ０．００２５ｃｍ（０．００１インチ）の固形のＦＥＰフィルムで、第１のチューブ及びマンドレルを一周巻いた。ＦＥＰフィルムは、約３２０℃で、はんだごてを用いて適所をとめられた。
次に、２番目のナノファイバチューブを、ＦＥＰフィルム層上に引っ張り出し、約３３０℃で約２１分間、構成物全体を、オーブンに配置した。構成物をオーブンから取り出し、冷却させて、構成物をマンドレルから取り除いた。
図１９は、３７０倍の倍率でのこの層構造の構成物の断面図である。この図に示すように、上面層及び底面層はナノファイバマットを備え、中間のＦＥＰ層は、組織内殖及び／又は付着に対して不透過性であるように構成されてもよい。
（実施例１０）
ＰＴＦＥ分散物に対するＰＥＯの混合物０．０７ｇ／ｍＬを約３５００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンし、回転するマンドレル上で収集した。マンドレルは、約２００ＲＰＭで回転し、この実施例では水平に配置された。マンドレルは、マンドレルの長さ方向に沿って紡糸口金から約１０．２ｃｍ〜約１５．２ｃｍ（約４インチ〜約６インチ）の距離だけ離れて配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
ＰＴＦＥ分散物に対するＰＥＯの混合物０．０７ｇ／ｍＬを約３５００ＲＰＭで紡糸口金から回転スピンし、回転するマンドレル上で収集した。マンドレルは、約２００ＲＰＭで回転し、この実施例では水平に配置された。マンドレルは、マンドレルの長さ方向に沿って紡糸口金から約１０．２ｃｍ〜約１５．２ｃｍ（約４インチ〜約６インチ）の距離だけ離れて配置された。紡糸口金のオリフィスは、約３０個のゲージ開口を有していた。マットは次いで、約３８５℃で約１０分間焼結された。
次いで、ＦＥＰフィルムをマット及びマンドレルのまわりに配置し、外装材を適用して構成物を圧縮した。次いで構成物は、約３３０℃に約２１分間加熱された。ＦＥＰは、部分的に溶融し、初めに形成されたマット内の空隙又はオープンスペースに流動した。次いで、圧縮ラップを取り除いた。
図２０は、９５０倍の倍率でのＰＴＦＥ／ＦＥＰ構成物のＳＥＭである。ＰＴＦＥに関するＦＥＰの配置及び相互作用を確認することができる。
（実施例１１）：内皮細胞付着アッセイ
一部の実施形態では、材料への内皮細胞付着の程度は、以下のアッセイによって判定することができる。本明細書で用いられる際、「インヴィトロでの内皮細胞付着」の値は、以下の手順を行うことにより求められる。
一部の実施形態では、材料への内皮細胞付着の程度は、以下のアッセイによって判定することができる。本明細書で用いられる際、「インヴィトロでの内皮細胞付着」の値は、以下の手順を行うことにより求められる。
このアッセイでは、回転スパンＰＴＦＥサンプル材料を試験し、ブタ大動脈の内皮細胞の増殖及び／又は付着を援助する能力を判定した。一組のサンプル材料が、前述の各実施例で記載された回転スパンＰＴＦＥナノファイバマットの１つより得られた。更に、下記の実施例１４で記載される材料Ａ〜Ｉについても、分析を行った。
先ず、内皮細胞接種密度の範囲で標準曲線を生成し、これをＰＴＦＥ材料サンプルと相関させた。この曲線を生成させるため、９６個のウェルプレートを、完全培地中のウェル当たり内皮細胞数が０、２．５Ｋ、５Ｋ、１０Ｋ、２０Ｋ、４０Ｋ、６０Ｋ、及び８０Ｋの複製セットと共に調製した。内皮細胞は、５％のＣＯ2において３７℃で９０分間、ウェルに付着するようにされた。９０分後、１ｍｇ／ｍＬの通常在庫のＸＴＴ（２，３−ビス−（２−メトキシ−４−ニトロ−５−スルホフェニル）−２Ｈ−テトラゾリウム−５−カルボキシアニリド）及び３２μＭのＰＭＳ（５−メチルフェナジニウムメチルスルファート）を５０μＬ、各ウェルに加え、５％のＣＯ2中、３７℃で３時間培養した。活発に呼吸する細胞は、中間電子受容体ＰＭＳの存在下で、水溶性のＸＴＴを、水溶性のオレンジ色のホルマザン生成物に変換する。したがって、培養期間の後、ホルマザンは、各ウェルの培地中の溶液に存在する。培養の後、各ウェルの中の培地を、ピペット操作によって一様に混合し、その１５０μＬを新たな９６個のウェルプレートのウェルに移動させた。基準及び未知（後に説明）からの培地を、このプレートに移動したら、各ウェルの光学密度（ＯＤ）を、４５０ｎｍ及び６５０ｎｍで解読した。６５０ｎｍでのバックグラウンド吸光度を、４５０ｎｍの吸光度から減じた結果を、グラフに示した。
本明細書で用いられる際、「光学密度」は、溶液中での吸光度の指標である。本実施例では、材料に付着してＸＴＴ／ＰＭＳと反応できる細胞の数が増えれば、上澄みのカラーがより暗くなり（ホルマザンの量が増加したことによる）、したがって、サンプルの光学密度（又は吸光度）がより高くなる。実験に使う全細胞が同一速度で、ＸＴＴをホルマザン誘導体に変換すると仮定して、光学密度の測定値は、付着された細胞の数に正比例する。
検査材料のために得られる測定値を定量するため、ウェル当たり０、２．５Ｋ、５Ｋ、１０Ｋ、２０Ｋ、４０Ｋ、６０Ｋ、及び８０Ｋの内皮細胞数を含むことが知られているウェルを用いて光学密度を測定することにより、標準曲線を生成した。ブタ大動脈の内皮細胞を、回転スパンＰＴＦＥ材料サンプル上で培養し、内皮細胞の材料サンプルへの付着を測定した。回転スパンサンプルに加えて、多数の展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）材料サンプルについても、試験を行い、回転スパン材料の参照又は比較を提供した。用いるｅＰＴＦＥ材料は、Ｂａｒｄ Ｉｍｐｒａ Ｓｔｒａｉｇｈｔ Ｔｈｉｎｗａｌｌ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｇｒａｆｔ（Ｃａｔ ＃ ８０Ｓ６０ＴＷ）として市販されるものであり、これは、生物学的反応が良く内皮細胞の付着が良いことが既知であるため、関連文献ではコントロール材料としてしばしば用いられている。
まず、ＰＴＦＥ材料サンプルの試験を行い、多数のＢｅｅｍカプセルを、ＥＴＯで殺菌した。ＰＴＦＥ材料サンプルは、無菌領域内でＢｅｅｍカプセル内に配置された。ＰＴＦＥ材料は、５０分間、２００μＬのＤ−ＰＢＳ（Ｄｕｌｂｅｃｃｏ社のリン酸緩衝生理食塩水）で予備湿潤した。ＰＴＦＥ材料サンプルを含むＢｅｅｍカプセルからＤ−ＰＢＳを取り除き、次いで、完全培地のみを含んだＢｅｅｍカプセルコントロールを除いたＢｅｅｍカプセルは、完全培地２００μＬ中で５０Ｋの内皮細胞を接種された。各検査材料に対する培地のみのＢｅｅｍカプセルコントロールを、内皮細胞を接種したＢｅｅｍカプセルと同様に処理した。（前述の）ブタ内皮細胞の標準曲線は、検査材料の各固有のアッセイのために接種された。
内皮細胞は、５％のＣＯ2中、３７℃で９０分間、付着を行った。９０分後、Ｂｅｅｍカプセルを洗浄して、未付着の細胞を取り除いた。まず、培地を慎重に取り除き、これを廃棄した。次いでＢｅｅｍカプセルを、２００μＬのＤ−ＰＢＳで慎重に洗浄し、洗浄液を取り除き廃棄した。次いでＢｅｅｍカプセルは、２００μＬの新しい培地を受容した。１ｍｇ／ｍＬの通常在庫のＸＴＴ（２，３−ビス−（２−メトキシ−４−ニトロ−５−スルホフェニル）−２Ｈ−テトラゾリウム−５−カルボキシアニリド）及び３２μＭのＰＭＳ（５−メチルフェナジニウムメチルスルファート）を５０μＬ、Ｂｅｅｍカプセルに加え、５％のＣＯ2中、３７℃で３時間培養した。上で概説される標準曲線ウェルと同様に、ＸＴＴホルマザンは、各カプセル内で付着された生きた細胞の数に比例して生成された。各Ｂｅｅｍカプセル中の培地を、ピペット操作によって一様に混合し、その１５０μＬを、標準曲線系の上澄みを含むクリーンな９６個のウェルプレートの空のウェルに移した。
上澄みの光学密度（ＯＤ）を、４５０ｎｍ及び６５０ｎｍで解読した。６５０ｎｍでのバックグラウンド吸光度を、４５０ｎｍの吸光度から減じた結果を、グラフに示した。各サンプルに付着される細胞の数を、標準曲線の結果から補間して求めた。
結果をｅＰＴＦＥコントロール材料に付着した細胞の数に対して標準化することによって、回転スパン材料に付着される細胞の数の比較を行った。１０個の回転スパン材料サンプルの全ての内皮細胞付着（実施例１４からの材料Ａ〜Ｉ及び以前の実施例からの材料１つ）は、ｅＰＴＦＥコントロール材料への内皮細胞の付着の３８．９％〜１７０％（約４０％〜約１７０％）であった。１０個の材料のうちの９個は、ｅＰＴＦＥコントロール材料への内皮細胞付着の５０％より高い内皮細胞付着を有し、１０個の材料のうちの８個は、６０％を超え、１０個の材料のうちの７個は、７０％を超え、１０個の材料のうちの５個は、８０％を超え、１０個の材料のうちの４個は、１００％を超え、１０個の材料のうちの３個は、１２５％を超え、１０個の材料のうちの２個は、１５０％を超えた。
本明細書に開示される材料は、このアッセイで定義されたようにインヴィトロでの内皮細胞付着の多様な量を実現するように、構成されてもよい。上記のように、マットの多孔率、マットの厚さ、及び／又はマットを含むファイバ径の各変化は、このアッセイに対する材料の反応を含むマットの特質に影響し得る。したがって、本開示の範囲内の材料は、ｅＰＴＦＥコントロール材料の内皮細胞付着の３０％を超えるインヴィトロでの内皮細胞付着を有してもよく、これは４０％を超えてもよく、５０％を超えてもよく、７５％を超えてもよく、１００％を超えてもよく、１２５％を超えてもよく、１５０％を超えてもよく、１７０％を超えてもよい。
（実施例１２）：回転数ＲＰＭの変化
ＰＴＦＥ分散物へのＰＥＯの混合物０．０８ｇ／ｍＬを、約４５００ＲＰＭ〜約７０００ＲＰＭの多様な回転速度で、紡糸口金から回転スピンさせた。ファイバを平坦なシート上で収集し、次いで、約３８５℃で約１５分間焼結した。図２１Ａ〜２１Ｅは、異なる回転速度で製造される５つのマットのＳＥＭである。図２１Ａ（１７０倍）は、４５００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｂ（１７０倍）は、５０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｃ（１７０倍）は、５５００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｄ（１７０倍）は、６０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｅ（１７０倍）は、７０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。
ＰＴＦＥ分散物へのＰＥＯの混合物０．０８ｇ／ｍＬを、約４５００ＲＰＭ〜約７０００ＲＰＭの多様な回転速度で、紡糸口金から回転スピンさせた。ファイバを平坦なシート上で収集し、次いで、約３８５℃で約１５分間焼結した。図２１Ａ〜２１Ｅは、異なる回転速度で製造される５つのマットのＳＥＭである。図２１Ａ（１７０倍）は、４５００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｂ（１７０倍）は、５０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｃ（１７０倍）は、５５００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｄ（１７０倍）は、６０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。図２１Ｅ（１７０倍）は、７０００ＲＰＭでスピンした回転スパン材料のＳＥＭである。
分散物のための最適の回転速度は、少なくともその一部が他のパラメータ、例えば溶液の粘度等に依存したことが、この試験及び関連した試験の際に観測された。一部の実施形態では、特に高い回転速度又は特に低い回転速度では、マットにおいて、ファイバ径、スプレー、破断繊維、又は亀裂が特に大きくなったことが観測された。例えば、スピンする材料のタイプ及び特定の溶液の粘度又はその他のパラメータにより、様々な回転速度が利用できる。ＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物を分散物からスピンさせる一部の実施形態では、回転速度は、約１０００ＲＰＭ〜約１０，０００ＲＰＭの間で変化してもよく、これには、約３０００ＲＰＭ〜約５５００ｒｐｍの回転速度が含まれる。
（実施例１３）：ＰＥＯ／ＰＴＦＥ濃度の変化
実施例１２に関連して検討されたように、スピンしようとする分散物又は混合物の粘度は、ファイバ及びマット形成に影響を及ぼし得る。この実施例では、多様な濃度のＰＥＯのＰＴＦＥ分散物を、５０００ｒｐｍでスピン回転させた。ファイバを平坦なシート上で収集し、次いで、約３８５℃で約１５分間焼結した。図２２Ａ〜２２Ｄは、４つの異なる濃度をスピンさせることによって製造される４つのマットのＳＥＭである。図２２Ａ（１７０倍）は、０．０８ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｂ（１７０倍）は、０．０９ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｃ（１７０倍）は、０．１０ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｄ（１７０倍）は、０．１１ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。
実施例１２に関連して検討されたように、スピンしようとする分散物又は混合物の粘度は、ファイバ及びマット形成に影響を及ぼし得る。この実施例では、多様な濃度のＰＥＯのＰＴＦＥ分散物を、５０００ｒｐｍでスピン回転させた。ファイバを平坦なシート上で収集し、次いで、約３８５℃で約１５分間焼結した。図２２Ａ〜２２Ｄは、４つの異なる濃度をスピンさせることによって製造される４つのマットのＳＥＭである。図２２Ａ（１７０倍）は、０．０８ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｂ（１７０倍）は、０．０９ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｃ（１７０倍）は、０．１０ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。図２２Ｄ（１７０倍）は、０．１１ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物からスピンされる回転スパン材料のＳＥＭである。
ＰＴＦＥ分散物に対するＰＥＯの濃度が高い混合物は、低い濃度のものよりも、粘度が高くなる傾向があった。更に、混合物の粘度及びＰＥＯの濃度は、コレクタ上におけるファイバの形成及び堆積に影響を及ぼしたことが観測された。例えば、スピンする材料のタイプ及び特定の溶液の他のパラメータにより、様々な混合物及び粘度を利用することができる。ＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物を分散物からスピンさせる実施形態において、ＰＴＦＥ分散物に対するＰＥＯの濃度は、約０．０８ｇ／ｍＬ〜約０．１１ｇ／ｍＬまで変化させてもよい。
（実施例１４）：インヴィヴォの生物学的反応
９個の回転スパンＰＴＦＥマット（下記では、材料Ａ〜Ｉで標識される）及び３つの多層の構成物、下記では材料Ｊ、Ｋ、及びＬと標識される各材料を調製して、インヴィヴォでの材料の相対的生体適合性を評価した。材料Ａ〜Ｉは、０．０６ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物を回転自在にスピンさせ、ファイバを収集し、３８５℃でマットを焼結することで調製された。多様なニードルゲージサイズ及び回転速度を、下の表１で示すように、材料を形成するために用いた。材料Ａ〜Ｉのそれぞれを測定し、約４５％〜約５０％の多孔率を有していた。
９個の回転スパンＰＴＦＥマット（下記では、材料Ａ〜Ｉで標識される）及び３つの多層の構成物、下記では材料Ｊ、Ｋ、及びＬと標識される各材料を調製して、インヴィヴォでの材料の相対的生体適合性を評価した。材料Ａ〜Ｉは、０．０６ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物を回転自在にスピンさせ、ファイバを収集し、３８５℃でマットを焼結することで調製された。多様なニードルゲージサイズ及び回転速度を、下の表１で示すように、材料を形成するために用いた。材料Ａ〜Ｉのそれぞれを測定し、約４５％〜約５０％の多孔率を有していた。
３つの多層の構成物を、０．０６ｇ／ｍＬのＰＥＯ／ＰＴＦＥ混合物を、３０本のゲージニードルを用いて３５００ｒｐｍで回転自在にスピンさせることによって調製した。ファイバは収集され、３８５℃で焼結された。次いで、以下の表２で示すように、ＰＴＦＥマットを、追加のフィルム又はディップ層と組み合わせた。表２中の「ＲＳマット」は、この段落で記載するように調製された回転スパンＰＴＦＥマットを示す。
材料Ａ〜Ｌに加えて、２つの市販の展開されたＰＴＦＥステント埋込体材料を、以下にｅＰＴＦＥ １及びｅＰＴＦＥ ２と標識し、比較のために評価した。展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）は、シートを伸張させることにより製造される材料又はＰＴＦＥの膜である。材料ｅＰＴＦＥ １及びｅＰＴＦＥ ２は、人体への埋込みのために用いられ、良好な生体適合性を有すると一般に理解されている。更に、展開されたＰＴＦＥ血管埋込体材料の一部を、以下にｅＰＴＦＥコントロールと分類し、これも評価した。この材料は、Ｂａｒｄ社により製造される市販のｅＰＴＦＥ材料であり、一般に良好な生物学的反応を示す理由から、関連文献で陽性コントロール材料としてしばしば用いられる。そして、ＰＰコントロールと標識したポリプロピレン材料を、陰性コントロールとして評価した。中程度から高い炎症性生物学的反応をもたらすことが一般的に理解されるため、ＰＰコントロールを陰性コントロールとして利用した。
材料Ａ〜Ｌ、ｅＰＴＦＥ １、ｅＰＴＦＥ ２、ｅＰＴＦＥコントロール、及びＰＰコントロールのプレジット（Pledget）を、マウスモデルにおける皮下移植のために切断又は切り抜いた。各材料の複数のサンプルを調製した。サンプルを、ＥＴＯで殺菌した。滅菌の外科的手順で被験体の準備を行った。各被験体には、個体同定のためにイヤータグを付け、被験体を評価する能力は、被験体数に基づいており、データのデコードの前に、データの研究者盲検分析が維持される。
研究で用いられるそれぞれの動物は、ランダムに登録されて、４〜５の皮下移植を受容し、単一被験体の中の全てのインプラントは、同一タイプの材料で同一方向に向いていた。それぞれの動物のドキュメンテーション及びインプラントが行われる材料の種類は、個々の動物の手術用の書類に記録された。
埋込みの２週間後、全ての被験体を安楽死させた後、埋込んだ材料及び周囲の組織を外植した。外植体は直ちに、２％のパラホルムアルデヒド固定液内に移され、最高４８時間置かれた後、パラフィン包埋用の次の処理のため、溶液を７０％のエチルアルコールに変えた。パラフィン包埋の前に、各サンプルを半分にカットし、新しくカットした側を下にして、パラフィン内に投入した。組織学及び免疫組織化学のために処理されるサンプルは、ヘマトキシリン−エオジン又はトリクロムで染色され、又は、ＣＤ−６８（活性化マクロファージのためのマーカー）の抗体と反応させた。
Ａ．炎症性のスコア
多様な埋込まれた材料への炎症反応を比較した。炎症反応を定量するため、確証された式を用いて、染色強度に重みづけし、マクロファージ及び異物巨細胞（ＦＢＧＣ）のカウントに定量値を提供した。この式は、Ｈスコアと呼ばれているがん研究の中で、病理学者によって現在用いられる式に基づいている（Ｎａｋｏｐｏｕｌｏｕら、Ｈｕｍａｎ Ｐａｔｈｏｌｏｇｙ ｖｏｌ．３０，ｎｏ．４，Ａｐｒｉｌ １９９９）。Ｈスコアは、次の式によって得られた：
（３×強く染色した核のパーセンテージ）＋（２×適度に染色した核のパーセンテージ）＋（弱く染色した核のパーセンテージ）＝０〜３００の範囲。
多様な埋込まれた材料への炎症反応を比較した。炎症反応を定量するため、確証された式を用いて、染色強度に重みづけし、マクロファージ及び異物巨細胞（ＦＢＧＣ）のカウントに定量値を提供した。この式は、Ｈスコアと呼ばれているがん研究の中で、病理学者によって現在用いられる式に基づいている（Ｎａｋｏｐｏｕｌｏｕら、Ｈｕｍａｎ Ｐａｔｈｏｌｏｇｙ ｖｏｌ．３０，ｎｏ．４，Ａｐｒｉｌ １９９９）。Ｈスコアは、次の式によって得られた：
（３×強く染色した核のパーセンテージ）＋（２×適度に染色した核のパーセンテージ）＋（弱く染色した核のパーセンテージ）＝０〜３００の範囲。
この式によって得られる炎症性のスコアは、以下の基準（Ｎａｋｏｐｌｏｕｌｏｕら（１９９９））を考慮して定性的アプローチを用いて、更に指標化することができる。
０＝ネガティブ［０〜５０］、１＝適度な反応性［５１〜１００］、２＝中程度［１０１〜２００］、３＝強い反応性［２０１〜３００］。
０＝ネガティブ［０〜５０］、１＝適度な反応性［５１〜１００］、２＝中程度［１０１〜２００］、３＝強い反応性［２０１〜３００］。
強く染色した核は、デジタルアルゴリズムにおける疑似カラーマークアップにおいて赤によって表され、適度に染色された核は、疑似カラーマークアップにおいてオレンジによって表され、弱く染色された核は、黄色によって表された。図２４は、１つのサンプルの染色されたスライドのカラー画像であり、左にオリジナルの染色されたスライドが、右に同じ画像をデジタルで強調されたマークアップが、それぞれ示される。マークアップのスライドにおいて、赤、オレンジ、及び黄色は、上述の染色レベルを表し、ブルーはネガティブを示す。画像の黒いバーは、１００μｍのスケールバーである。サンプル毎に同様のスライドを分析した。上述の式にマークアップスライドからのカウントを挿入することにより、定量炎症反応が、サンプル毎に得られた。各材料の炎症性のスコアは、同一材料の各サンプルのスコアの平均として算出した。Ｔｕｋｅｙポストホックテスト（ｐ＜０．０５）を用いた一方向のＡＮＯＶＡ分析を用いて、統計学上の差を評価した。
上述のＡ〜Ｌの１２種の材料の全てを測定し、１００よりも低い炎症性のＨスコアを得たが、これは、１２種の材料全ては、穏やかな反応性であったか、あるいは全く反応性を示さなかったかのいずれかであったことを意味する。１２種の材料のうちの１０種の測定値では、炎症性のＨスコアは９０よりも低く、７種では炎症性のＨスコアは７０よりも低く、５種では炎症性のＨスコアは５５よりも低く、３種では炎症性のＨスコアは５０よりも低く、２種では炎症性のＨスコアは４０よりも低かった。
比較のため、材料ｅＰＴＦＥ １及びｅＰＴＦＥでは、平均炎症性のＨスコアは、それぞれ約６７及び約８５であった。ｅＰＴＦＥコントロール材料では、平均炎症性のＨスコアは約５２であり、ＰＰコントロールでは、平均炎症性のＨスコアは約１５３であった。したがって、比較すれば、材料Ａ〜Ｌは、良好な生物学的反応性を有すると一般に理解されている比較の材料に匹敵したか、あるいはこれよりも良好な、炎症性のＨスコアを示した。更に、材料Ａ〜Ｌのそれぞれは、反応性がより高いＰＰコントロールよりも、低い炎症性のＨスコアを示した。
Ｂ．線維被膜評価
各サンプルの端部から約１００μｍで測定し、その後各サンプルの外表面に沿って１００μｍ毎に測定することにより、各サンプルの線維被膜の存在を評価した。各タイプの材料の平均線維被膜は、各タイプの材料の各サンプルから得られる測定を平均することにより判定された。図２５は、１つのサンプルに対して三色に染色した組織光学顕微鏡画像の例示的なカラー画像である。画像において、２つの点で測定される線維被膜の幅は、画像上でマークアップで示される。更に、１００μｍのスケールバーが画像に示される。同様の画像をサンプル毎に分析した。Ｔｕｋｅｙポストホックテスト（ｐ＜０．０５）を用いた一方向のＡＮＯＶＡ分析を用いて、統計学上の差を評価した。
各サンプルの端部から約１００μｍで測定し、その後各サンプルの外表面に沿って１００μｍ毎に測定することにより、各サンプルの線維被膜の存在を評価した。各タイプの材料の平均線維被膜は、各タイプの材料の各サンプルから得られる測定を平均することにより判定された。図２５は、１つのサンプルに対して三色に染色した組織光学顕微鏡画像の例示的なカラー画像である。画像において、２つの点で測定される線維被膜の幅は、画像上でマークアップで示される。更に、１００μｍのスケールバーが画像に示される。同様の画像をサンプル毎に分析した。Ｔｕｋｅｙポストホックテスト（ｐ＜０．０５）を用いた一方向のＡＮＯＶＡ分析を用いて、統計学上の差を評価した。
上述のＡ〜Ｌの１２種の材料の全てを測定したが、平均線維被膜の厚さは３５μｍ未満であり、１２種のうちの１０種で平均厚さが３０μｍ未満であり、９種で平均厚さが２５μｍ未満であり、５種で平均厚さが２０μｍ未満であり、３種で平均厚さが１５μｍ未満であった。
比較のため、材料ｅＰＴＦＥ １及びｅＰＴＦＥでは、平均線維被膜の厚さはそれぞれ、約３１μｍ及び約２０μｍであった。ｅＰＴＦＥコントロール材料は、約２２μｍの平均線維被膜の厚さを有し、ＰＰコントロールは、約２０μｍの平均線維被膜の厚さを有していた。尚、炎症性のＨスコアと同様に、材料Ａ〜Ｌは、良好な生物学的反応性を有すると一般に理解されている比較の材料と同様か、あるいはこれよりも良好な、平均線維被膜の厚さを示した。
Ｃ．細胞浸透性
材料の厚さの比率としての細胞浸透性が、各サンプルにわたって１００μｍ間隔で材料の厚さを測定し、加えて外表面から正中線の方へ向かって細胞浸透性の深度を測定することにより、判定された。細胞浸透性の比率が、サンプルの外表面側でのみ測定された。図２６は、材料Ｊの１つサンプルに対して三色で染色された組織光学顕微鏡画像のカラー画像であり、これは回転スパンＰＴＦＥの２層間にフィルムＦＥＰ層を含む３層構造の構成物である。画像上でマークアップされた赤い点線は、両側に回転スパンＰＴＦＥ層を有するＦＥＰ層の境界を示す。二重の黒矢印は、細胞浸透性の相対距離を示し、陽性染色は、材料内の細胞の存在を示す。同様のスライドを、サンプル毎に分析し、各材料の結果を平均した。Ｔｕｋｅｙポストホックテスト（ｐ＜０．０５）を用いた一方向のＡＮＯＶＡ分析を用いて、統計学上の差を評価した。
材料の厚さの比率としての細胞浸透性が、各サンプルにわたって１００μｍ間隔で材料の厚さを測定し、加えて外表面から正中線の方へ向かって細胞浸透性の深度を測定することにより、判定された。細胞浸透性の比率が、サンプルの外表面側でのみ測定された。図２６は、材料Ｊの１つサンプルに対して三色で染色された組織光学顕微鏡画像のカラー画像であり、これは回転スパンＰＴＦＥの２層間にフィルムＦＥＰ層を含む３層構造の構成物である。画像上でマークアップされた赤い点線は、両側に回転スパンＰＴＦＥ層を有するＦＥＰ層の境界を示す。二重の黒矢印は、細胞浸透性の相対距離を示し、陽性染色は、材料内の細胞の存在を示す。同様のスライドを、サンプル毎に分析し、各材料の結果を平均した。Ｔｕｋｅｙポストホックテスト（ｐ＜０．０５）を用いた一方向のＡＮＯＶＡ分析を用いて、統計学上の差を評価した。
９種の単層材料である上述のＡ〜Ｉでは、８種は、９８％を超える平均細胞浸透性を有すると測定され、６種の平均は９９．９９％以上であった。９種の材料Ａ〜Ｉの１つは、約６４％の平均細胞浸透性を有していた。比較すれば、材料ｅＰＴＦＥ １及びｅＰＴＦＥの平均細胞浸透性はそれぞれ、約２３％及び約３３％であった。ｅＰＴＦＥコントロール材料の平均細胞浸透性は約２３％、ＰＰコントロールの平均細胞浸透性はゼロであり、この材料は、細胞内殖に実質的に不透過性だったことを意味する。したがって、９種の単一層材料Ａ〜Ｉの全てが、一般に良好な生体適合性を有すると知られている比較材料より大きい細胞浸透性を示すことが見出された。更に、材料Ａ〜Ｉのそれぞれと、ｅＰＴＦＥ １、ｅＰＴＦＥ ２、ｅＰＴＦＥコントロール、及びＰＰコントロールのいずれかとの間の細胞浸透性の差が、統計学的に顕著であることが示された。
材料Ｊ〜Ｌは、多層の構成物であり、全細胞浸透が、複数の層の存在によって影響を与えられることを意味する。場合によっては、細胞浸透できるように構成されるある層及び細胞浸透に抵抗するように構成されるある層を有するように、ステントを構成することは望ましい。例えば、ステントは、細胞内殖できるように構成される内側層及び外側層を含んでもよく、このような内殖に抵抗するように構成される中間層を含んでいてもよい。外側層及び内側層は、構成物の生体適合性を増加するよう構成されてもよく、中間層は、構成物による成長（それは、再狭窄に至る場合もある）に対して完全に抵抗するように構成されてもよい。図２６のスライドは、浸透性を有する外側層及び内殖に抵抗するように構成される中間層を有する実施形態を示す。図２６で示すように、このスライドは、この材料の中で染色された細胞の存在が示すように、回転スパン外側層で、本質的に１００パーセントの細胞浸透性を示している。他方、赤い点線によって示されるＦＥＰ層は、実質的に細胞浸透性を示さない。浸漬された構造物は、同様の反応を示し、浸漬された層は、実質的に細胞浸透性を示していなかった。
例示的な実施形態
以下の実施形態は、例示的かつ代表的なものであり、本開示の範囲を何ら限定するものではない。
以下の実施形態は、例示的かつ代表的なものであり、本開示の範囲を何ら限定するものではない。
Ｉ．医療器具
一実施形態では、医療器具は、回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含んでいる。
一実施形態では、医療器具は、回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含んでいる。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥナノファイバのマットを含んでもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥマイクロファイバのマットを含んでもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、オリフィスを介して回転スピンしてもよい。
医療器具は、回転スパンＰＴＦＥファイバの第２の層を更に含んでもよく、その際、医療器具の第１の表面を画定するように、回転スパンＰＴＦＥの第１の層が配設され、医療器具の第２の表面を画定するように、回転スパンＰＴＦＥの第２の層が配設される。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、約３０％〜約８０％の平均多孔率を有していてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、約４０％〜約６０％の平均多孔率を有していてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、医療器具の第１の表面上での組織内殖が可能になるように構成される平均孔径を有してもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、組織内殖を可能にしてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２の層は、約５０％以下の平均多孔率を有してもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２の層は、医療器具の第２の表面内への又はこれを貫通する組織内殖に抵抗するように構成される平均孔径を有してもよい。
医療器具は、医療器具の端部に隣接するカフを更に含んでもよく、このカフは、カフへの組織内殖又は組織付着を可能にするように構成される。
結合層が、回転スパンＰＴＦＥの第１の層と回転スパンＰＴＦＥの第２の層との間に配設されてもよい。
結合層は、結合層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制するように構成されてもよい。
結合層は、結合層を貫通する流体移動を抑制するように構成されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層並びに結合層は、予後不良の炎症反応を抑制するように構成されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層並びに結合層は、新生内膜過形成又は疑似内膜（psuedointimal）過形成を含む増殖性組織成長を抑制するように構成されてもよい。
結合層は、ＰＴＦＥを含んでもよい。
結合層は、熱可塑性高分子であってもよい。
結合層は、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）であってもよい。
ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層のファイバに部分的に固着してもよい。
ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層のファイバ内に流動してもよく、またこれをコーティングしてもよい。
ＦＥＰは、層の多孔性を維持しつつ、第１の層及び第２の層のファイバをコーティングしてもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥ、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、及び水を含む混合物から形成されてもよい。
この混合物は、ＰＴＦＥ分散物を水に溶解したＰＥＯと混合することによって形成されてもよい。
ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンしてもよい。
医療器具は、分岐部に延在する主内腔と、分岐部から延在する２つの分岐内腔と、を更に含んでもよい。
医療器具は、主内腔と、主内腔の壁から延在する１つ以上の分岐内腔と、を更に含んでもよい。
医療器具は、補強層を更に含んでもよい。
補強層は、結合層を含んでもよい。
補強層は、展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）から構成されてもよい。
ｅＰＴＦＥは、特定の方向で特定の特性を与えるように配向されてもよい。
ｅＰＴＦＥは、少なくとも１つの方向でクリープに抵抗するよう配向されてもよい。
医療器具は、１つ以上の方向で１つ以上の特性を与えるように構成される複数の補強層を含んでもよい。
ＩＩ．ステント
一実施形態では、ステントは、患者の内腔内で配設された時に径方向の圧縮に抵抗するように構成されるフレームと、スキャフォールド構造の少なくとも一部の上に配設される被覆と、を含み、この被覆は、回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含んでいる。
一実施形態では、ステントは、患者の内腔内で配設された時に径方向の圧縮に抵抗するように構成されるフレームと、スキャフォールド構造の少なくとも一部の上に配設される被覆と、を含み、この被覆は、回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含んでいる。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥナノファイバのマットを含んでもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥマイクロファイバのマットを含んでもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、オリフィスを介して回転スピンしてもよい。
ステントは、回転スパンＰＴＦＥファイバの第２の層を更に含んでもよく、ステントは、略管状の形状を有し、ステントの内面を画定するように回転スパンＰＴＦＥの第１の層が配設され、ステントの外側表面を画定するように回転スパンＰＴＦＥの第２の層が配設される。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、約３０％〜約８０％の平均多孔率を有していてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、約４０％〜約６０％の平均多孔率を有していてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、ステントの内面上で組織内殖を可能にするように構成される平均孔径を有してもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層は、組織内殖を可能にしてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２の層は、約５０％以下の平均多孔率を有してもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２の層は、回転スパンＰＴＦＥの第２の表面内への又はこれを貫通する組織内殖に抵抗するように構成される平均孔径を有してもよい。
ステントは、ステントの端部に隣接するカフを更に含んでもよく、このカフは、カフへの組織内殖を可能にするように構成される。
結合層が、回転スパンＰＴＦＥの第１の層と回転スパンＰＴＦＥの第２の層との間に配設されてもよい。
結合層は、結合層内への組織内殖を抑制するように構成されてもよい。
結合層は、結合層を貫通する流体移動を抑制するように構成されてもよい。
結合層は、ＰＴＦＥを含んでもよい。
結合層は、熱可塑性高分子であってもよい。
結合層は、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）であってもよい。
ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層のファイバに部分的に固着してもよい。
回転スパンＰＴＦＥ材料の第２の層は、第２の層に組織内殖を可能にして装置移動を低減するように構成されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層並びに結合層は、例えば新生内膜過形成又は疑似内膜（psuedointimal）過形成を含む増殖性組織成長を抑制するために構成されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層並びに結合層は、予後不良の炎症反応を抑制するように構成されてもよい。
ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層のファイバ内に流動してもよく、またこれをコーティングしてもよい。
ＦＥＰは、層の多孔性を維持しつつ、第１の層及び第２の層のファイバをコーティングしてもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥ、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、及び水を含む混合物から形成されてもよい。
この混合物は、ＰＴＦＥ分散物を水に溶解したＰＥＯと混合することによって形成されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥは、回転するマンドレル上で回転スピンされてもよい。
ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンしてもよい。
フレームは、単一ワイヤで構成されてもよい。
ワイヤは、螺旋状にステントの中心軸を中心に巻きつけられてもよい。
ワイヤは、頂点及びアームを画定する波状パターンを有してもよい。
ステントの端部に隣接する交互になっている頂点群は、異なる相対高さを有してもよい。
各頂点は、約０．１２ｍｍ〜０．６４ｍｍの半径を有してもよい。
ステントは、ステントの中央体の近くに配設される第１の部分と、ステントの端部の近くで配設される第２の部分及び第３の部分とを有してもよく、第２の部分及び第３の部分内に配設されるアームは、第１の部分内に配設されるアームより比較的長くてもよい。
距離、頂点間の長さは、第１の頂点と第２の頂点との間の距離として定義してもよく、第１の頂点が、ワイヤの第１のコイル上に存在し、第２の頂点が、第１のコイルに隣接するワイヤの第２のコイル上に存在し、第１の頂点及び第２の頂点が、ステントの外面上の直線上に実質的に存在し、この直線は、ステントの中心軸と同一平面上かつこれと平行であり、頂点間距離は、ステントの中央体では、ステントの端部の近くの頂点間距離と比較して、より短くてもよい。
ステントの中央体部分が、ステントの第１の端部及び第２の端部と比べて、比較的圧縮性が小さくなるように、ステントが構築されてもよい。
ステントは、分岐部に延在する主内腔と、分岐部から延在する２つの分岐内腔と、を更に含んでもよい。
ステントは、主内腔と、主内腔の壁から延在する１つ以上の分岐内腔と、を更に含んでもよい。
ステントは、補強層を更に含んでもよい。
補強層は、結合層を含んでもよい。
補強層は、展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）から構成されてもよい。
ｅＰＴＦＥは、特定の方向で特定の特性を与えることを抵抗するように配向されてもよい。
ｅＰＴＦＥは、少なくとも１つの方向でクリープに抵抗するよう配向されてもよい。
ステントは、１つ以上の方向で１つ以上の特性を与えるように構成される複数の補強層を含んでもよい。
ＩＩＩ．医療器具を構成する方法
一実施形態では、医療器具を構成する方法は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１のチューブをマンドレル上で回転自在にスピンさせる工程と、第１のチューブを焼結する工程と、を含む。
一実施形態では、医療器具を構成する方法は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１のチューブをマンドレル上で回転自在にスピンさせる工程と、第１のチューブを焼結する工程と、を含む。
ＰＴＦＥの第１のチューブは、回転するマンドレル上で回転スピンしてもよい。
マンドレルは、回転スピンする紡糸口金の回転軸に実質的に直交するように配置されてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２のチューブが、第１の層の周囲に適用されてもよい。
スキャフォールド構造は、第１のチューブの周囲に適用されてもよく、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）層が、回転スパンＰＴＦＥの第２のチューブを適用する前に、第１のチューブ及びスキャフォールド構造の周囲に適用されてもよい。
ＦＥＰ層は、ＦＥＰ層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制するように構成されてもよい。
ＦＥＰ層が第１のチューブ及び第２のチューブへ固着するよう、医療器具は加熱されてもよい。
ＦＥＰは、第１のチューブ及び第２のチューブのファイバに部分的に固着してもよい。
ＦＥＰは、第１のチューブ及び第２のチューブのファイバ内に流動してもよく、またこれらをコーティングしてもよい。
ＦＥＰは、チューブの多孔性を維持しつつ、第１のチューブ及び第２のチューブのファイバをコーティングしてもよい。
回転スパンＰＴＦＥの第２のチューブは、回転するマンドレル上でＰＴＦＥの第２のチューブを回転スピンさせ、第２のチューブを焼結することにより、形成されてもよい。
医療器具が熱処理される前に、圧縮ラップを、第２のチューブの周囲に適用してもよい。
ＰＴＦＥの第１のチューブを回転スピンさせる工程は、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）をＰＴＦＥ分散物と混合する工程であって、ＰＥＯは、水の中で溶解されて、混合物を形成する工程と、回転するマンドレル上のオリフィスから混合物を排出する工程と、を含む。
混合物は、遠心力によって排出されてもよい。
カフは、医療器具の端部に結合されてもよく、このカフは、カフ内への組織内殖を可能にするように構成される。
ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンしてもよい。
マンドレルは、主部及び２つの脚部を含んでもよく、主部は、分岐医療器具の主内腔と一致するように構成され、２つの脚部は、分岐医療器具の脚部と一致するように構成される。
マンドレルの２つの脚部は、マンドレルの主部から取り外し可能としてもよい。
回転自在にファイバをスピンさせつつ、マンドレルの脚部の軸を中心にマンドレルを回転させることと、回転自在にファイバをスピンさせつつ、マンドレルの主部の軸を中心にマンドレルを回転させることにより、第１のチューブは回転スピンされてよい。
ＩＶ．内皮細胞増殖を促進する方法
一実施形態では埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進する方法は、患者に医療器具を埋込む工程を含み、内皮細胞が、少なくとも１つのポリマー層の表面上に増殖し、又はこれに付着するように、医療器具は、約３０％〜約８０％の多孔率を有する少なくとも１つのスパン繊維状ポリマー層でコーティングされる、方法。
一実施形態では埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進する方法は、患者に医療器具を埋込む工程を含み、内皮細胞が、少なくとも１つのポリマー層の表面上に増殖し、又はこれに付着するように、医療器具は、約３０％〜約８０％の多孔率を有する少なくとも１つのスパン繊維状ポリマー層でコーティングされる、方法。
埋込み可能な医療器具は、被覆されたステント又はステント埋込体を含んでもよい。
埋込み可能な医療器具は、埋込体を含んでもよい。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、繊維状ＰＴＦＥ層を含んでもよい。
医療器具は、組織の内殖を抑制する第２のポリマー層でコーティングされてもよい。
第２のポリマー層は、ＦＥＰ層を含んでもよい。
繊維状のＰＴＦＥは、回転自在にスピンするランダム化されたＰＴＦＥマイクロファイバ又はナノファイバのファイバマットを含んでもよい。
埋込まれた医療器具の少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
埋込まれた医療器具の少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも７５％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
埋込まれた医療器具の少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１００％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
埋込まれた医療器具の少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１２５％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
埋込まれた医療器具の少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つのポリマー層の多孔率は、約４０％〜約６０％であってもよい。
内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかでは、スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでのマウスの埋込みの２週間後、細胞浸透性の少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％を可能にするように構成されてもよい。
内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかにおいて、スパン繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成されてもよい。
内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかにおいて、スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有していてもよい。
内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかにおいて、スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、スパン繊維状ポリマー層の平均線維被膜の厚さが３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満となるよう、線維被膜形成に抵抗するように構成されてもよい。
Ｖ．埋込み可能な医療器具への細胞増殖を促進する方法
一実施形態では、埋込み可能な医療器具への細胞増殖を促進する方法は、少なくとも１つのスピン繊維状ポリマー層及び少なくとも１つの細胞増殖に実質的に不透過性である層でコーティングされる医療器具を得る工程と、医療器具の繊維状ポリマー層が体液又は身体組織と直接接触するように、患者に医療器具を埋込む工程と、を含む。
一実施形態では、埋込み可能な医療器具への細胞増殖を促進する方法は、少なくとも１つのスピン繊維状ポリマー層及び少なくとも１つの細胞増殖に実質的に不透過性である層でコーティングされる医療器具を得る工程と、医療器具の繊維状ポリマー層が体液又は身体組織と直接接触するように、患者に医療器具を埋込む工程と、を含む。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも７５％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも９０％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも９５％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、ほぼ１００％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、２０％未満の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、１０％未満の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、細胞浸透が実質的に生じないように構成されてもよい。
少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、層を貫通する流体移動を抑制するように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかでは、少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかでは、少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかでは、少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有してもよい。
埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進するための上記の方法のいずれかでは、マウスへの埋込みの２週後にスパン繊維状ポリマー層が３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成されてもよい。
ＶＩ．埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制する方法
一実施形態では、埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制する方法は、患者に医療器具を埋込む工程を含み、この医療器具は、多孔性のマットと第２のポリマー層とを含むスパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、第２のポリマー層は、第２のポリマー層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制する、方法。
一実施形態では、埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制する方法は、患者に医療器具を埋込む工程を含み、この医療器具は、多孔性のマットと第２のポリマー層とを含むスパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、第２のポリマー層は、第２のポリマー層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制する、方法。
繊維状ポリマー層は、繊維状ポリマー層の表面上での内皮細胞増殖又は付着を可能にしてもよい。
繊維状ポリマー層は繊維状ＰＴＦＥ層を含んでもよく、第２のポリマー層はＦＥＰ層を含んでもよい。
医療器具は、繊維状ＰＴＦＥ層を含む第３のポリマー層でコーティングされ、ＦＥＰ層が繊維状ポリマー層と第３のポリマー層との間に配設されるようにしてもよい。
繊維状ポリマー層及び第３のポリマー層のそれぞれが、回転スパンマイクロファイバ又はナノファイバＰＴＦＥマットを含んでもよい。
第２のポリマー層は、回転スパンＦＥＰマットを含んでもよい。
埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制するための上記の方法のいずれかおいて、繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、インヴィトロでの内皮細胞付着を、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％可能にするように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制するための上記の方法のいずれかおいて、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制するための上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有してもよい。
埋込み可能な医療器具に対する新生内膜過形成反応を抑制するための上記の方法のいずれかにおいて、マウスへの埋込みの２週後に、３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するよう、繊維状ポリマー層が、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成されてもよい。
ＶＩＩ．埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する方法
一実施形態では、埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する方法は、医療器具を患者に埋め込む工程を含み、医療器具はスパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に１００未満のＨスコアを有する、方法。
一実施形態では、埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する方法は、医療器具を患者に埋め込む工程を含み、医療器具はスパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に１００未満のＨスコアを有する、方法。
スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、９０未満のＨスコアを有してもよい。
スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、７０未満のＨスコアを有してもよい。
スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、５０未満のＨスコアを有してもよい。
繊維状ポリマー層は、多孔性の、回転スパンＰＴＦＥマットを含んでもよい。
埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするよう構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでのマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成されてもよい。
埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する上記の方法のいずれかにおいて、マウスへの埋込みの２週後に繊維状ポリマー層が３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成されてもよい。
ＶＩＩＩ．医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法
一実施形態では、医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法は、医療器具を患者に埋め込む工程を含み、医療器具は、スパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、繊維状ポリマー層がマウスへの埋込みの２週後に３５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成される、方法。
一実施形態では、医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法は、医療器具を患者に埋め込む工程を含み、医療器具は、スパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、繊維状ポリマー層がマウスへの埋込みの２週後に３５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成される、方法。
繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、３０μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有してもよい。
繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、２５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有してもよい。
繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、２０μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有してもよい。
繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有してもよい。
繊維状ポリマー層は、多孔性の、回転スパンＰＴＦＥマットを含んでもよい。
医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法のための上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成されてもよい。
医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法のための上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成されてもよい。
医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法のための上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成されてもよい。
医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法のための上記の方法のいずれかにおいて、繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有してもよい。
ステント及び他の医療器具の具体的な実施形態を、図示及び記載してきたが、提供される開示は、開示される正確な構成及び構成要素に限定されないことが理解されよう。本開示の利益を有する当業者に明らかである様々な修正、変更、及び変形を、本開示を用い、本明細書に開示された方法及びシステムの構成、動作、及び詳細において実行することができる。
更なる綿密な検討なしで、当業者は、前述の説明を用いて、十分に本開示を利用することができると考えられる。本明細書に開示される実施例及び実施形態は、単に例示的かつ代表的なものであり、本開示の範囲を何ら限定するものではないと解釈されるべきである。本開示の利益を有する当業者には、本明細書の本開示の基礎をなす原則から逸脱することなく、上記の実施形態の詳細に対して変更を行えることが明白であろう。
Claims (157)
- 回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含む医療器具。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥナノファイバのマットを含む、請求項１に記載の医療器具。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥマイクロファイバのマットを含む、請求項１に記載の医療器具。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、オリフィスを介して回転スピンされる、請求項１に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥファイバの第２の層を更に含み、前記医療器具の第１の表面を画定するように、回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層が配設され、前記医療器具の第２の表面を画定するように、回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層が配設される、請求項１に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、約３０％〜約８０％の平均多孔率を有する、請求項５に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、約４０％〜約６０％の平均多孔率を有する、請求項６に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、前記医療器具の前記第１の表面上での組織内殖が可能になるように構成される平均孔径を有する、請求項５に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、組織内殖を可能にする、請求項５に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層は、約５０％以下の平均多孔率を有する、請求項５に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層は、前記医療器具の前記第２の表面内への又はこれを貫通する組織内殖に抵抗するように構成される平均孔径を有する、請求項５に記載の医療器具。
- 前記医療器具は、前記医療器具の端部に隣接するカフを更に含み、該カフは、該カフへの組織内殖又は組織付着を可能にするように構成される、請求項１に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層と回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層との間に配置される結合層を更に含む、請求項５に記載の医療器具。
- 前記結合層は、前記結合層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制するように構成される、請求項１３に記載の医療器具。
- 前記結合層は、前記結合層を貫通する流体移動を抑制するように構成される、請求項１３に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層並びに前記結合層は、予後不良の炎症反応を抑制するように構成される、請求項１３に記載の医療器具。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層並びに前記結合層は、新生内膜過形成又は疑似内膜（psuedointimal）過形成を含む増殖性組織成長を抑制するように構成される、請求項１６に記載の医療器具。
- 前記結合層は、ＰＴＦＥを含む、請求項１３に記載の医療器具。
- 前記結合層は、熱可塑性高分子である、請求項１３に記載の医療器具。
- 前記結合層は、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）である、請求項１３に記載の医療器具。
- 前記ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層の前記ファイバに部分的に固着する、請求項２０に記載の医療器具。
- 前記ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層の前記ファイバ内に流動しかつこれをコーティングする、請求項２１に記載の医療器具。
- 前記ＦＥＰは、前記層の多孔性を維持しつつ、前記第１の層及び前記第２の層の前記ファイバをコーティングする、請求項２２に記載の医療器具。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥ、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、及び水を含む混合物から形成される、請求項１に記載の医療器具。
- 前記混合物は、ＰＴＦＥ分散物を水に溶解したＰＥＯと混合することによって形成される、請求項２４に記載の医療器具。
- 前記ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンされる、請求項１に記載の医療器具。
- 分岐部に延在する主内腔と、該分岐部から延在する２つの分岐内腔と、を更に含む、請求項１に記載の医療器具。
- 主内腔と、該主内腔の壁から延在する１つ以上の分岐内腔と、を更に含む、請求項１に記載の医療器具。
- 前記医療器具は、補強層を更に含む、請求項１に記載の医療器具。
- 前記補強層は、結合層を含む、請求項２９に記載の医療器具。
- 前記補強層は、展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）を含む、請求項３０に記載の医療器具。
- 前記ｅＰＴＦＥは、特定の方向で特定の特性を与えるように配向される、請求項３１に記載の医療器具。
- 前記ｅＰＴＦＥは、少なくとも１つの方向でクリープに抵抗するように配向される、請求項３２に記載の医療器具。
- 前記医療器具は、１つ以上の方向で１つ以上の特性を与えるように構成される複数の補強層を含む、請求項２９に記載の医療器具。
- ステントであって、
患者の内腔内で配設した時に径方向の圧縮に抵抗するように構成されるフレームと、
スキャフォールド構造の少なくとも一部に配設される被覆と、を含み、該被覆は、回転スパンポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１の層を含む、ステント。 - 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥナノファイバのマットを含む、請求項３５に記載のステント。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥマイクロファイバのマットを含む、請求項３５に記載のステント。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、オリフィスを介して回転スピンされる、請求項３５に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥファイバの第２の層を更に含み、前記ステントは、略管状の形状を有し、前記ステントの内面を画定するように回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層が配設され、前記ステントの外側表面を画定するように回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層が配設される、請求項３５に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、約３０％〜約８０％の平均多孔率を有する、請求項３９に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、約４０％〜約６０％の平均多孔率を有する、請求項４０に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、前記ステントの内面上での前記組織内殖を可能にするように構成される平均孔径を有する、請求項３９に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層は、組織内殖を可能にする、請求項３９に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層は、約５０％以下の平均多孔率を有する、請求項３９に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層は、前記回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層内への又はこれを貫通する組織内殖に抵抗するように構成される平均孔径を有する、請求項３９に記載のステント。
- 前記ステントの端部に隣接するカフを更に含み、該カフは、該カフへの組織内殖を可能にするように構成される、請求項３５に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層と回転スパンＰＴＦＥの前記第２の層との間に配設される結合層を更に含む、請求項３９に記載のステント。
- 前記結合層は、前記結合層内への組織内殖を抑制するように構成される、請求項４７に記載のステント。
- 前記結合層は、前記結合層を貫通する流体移動を抑制するように構成される、請求項４７に記載のステント。
- 前記結合層は、ＰＴＦＥを含む、請求項４７に記載のステント。
- 前記結合層は、熱可塑性高分子である、請求項４７に記載のステント。
- 前記結合層は、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）である、請求項４７に記載のステント。
- 前記ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層の前記ファイバに部分的に固着する、請求項５２に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥ材料の前記第２の層は、前記第２の層に組織内殖を可能にして装置移動を低減するように構成される、請求項４７に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層並びに前記結合層は、新生内膜過形成又は疑似内膜（psuedointimal）過形成を抑制するために構成される、請求項４７に記載のステント。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第１の層及び前記第２の層並びに前記結合層は、予後不良の炎症反応を抑制するように構成される、請求項３５に記載のステント。
- 前記ＦＥＰは、回転スパンＰＴＦＥの第１の層及び第２の層の前記ファイバ内に流動しかつこれらをコーティングする、請求項５３に記載のステント。
- 前記ＦＥＰは、前記層の多孔性を維持しつつ、前記第１の層及び前記第２の層の前記ファイバをコーティングする、請求項５７に記載のステント。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、ＰＴＦＥ、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、及び水を含む混合物から形成される、請求項３５に記載のステント。
- 前記混合物は、ＰＴＦＥ分散物を水中に溶解されたＰＥＯと混合することによって形成される、請求項５９に記載のステント。
- 前記回転スパンＰＴＦＥは、回転するマンドレル上で回転スピンされる、請求項３５に記載のステント。
- 前記ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンされる、請求項３５に記載のステント。
- 前記フレームは、単一ワイヤで構成される、請求項３５に記載のステント。
- 前記ワイヤは、螺旋状に前記ステントの中心軸を中心に巻きつけられる、請求項６３に記載のステント。
- 前記ワイヤは、頂点及びアームを画定する波状パターンを有する、請求項６４に記載のステント。
- 前記ステントの端部に隣接して交互になっている頂点群は、異なる相対高さを有する、請求項６５に記載のステント。
- 各頂点は、約０．１２ｍｍ〜０．６４ｍｍの半径を有している、請求項６５に記載のステント。
- 前記ステントは、前記ステントの中央体の近くに配設される第１の部分と、前記ステントの端部の近くに配設される第２の部分及び第３の部分と、を有し、該第２の部分及び該第３の部分内に配設されるアームは、該第１の部分内に配設されるアームより比較的長い、請求項６５に記載のステント。
- 距離、頂点間の長さは、第１の頂点と第２の頂点との間の距離として画定され、該第１の頂点が、ワイヤの第１のコイル上に存在し、該第２の頂点が、該第１のコイルに隣接するワイヤの第２のコイル上に存在し、該第１の頂点及び該第２の頂点が、前記ステントの外面上の直線上に実質的に存在し、該直線は、前記ステントの中心軸と同一平面上かつこれと平行であり、頂点間距離は、前記ステントの中央体では、前記ステントの端部の近くの頂点間距離と比較して、より短い、請求項６５に記載のステント。
- 前記ステントの中央体部分が、前記ステントの第１の端部及び第２の端部と比べて、比較的圧縮性が小さくなるように、前記ステントが構築される、請求項６５に記載のステント。
- 前記ステントは、分岐部に延在する主内腔と、該分岐部から延在する２つの分岐内腔と、を更に含む、請求項３５に記載のステント。
- 前記ステントは、主内腔と、該主内腔の壁から延在する１つ以上の分岐内腔と、を更に含む、請求項３５に記載のステント。
- 前記ステントは、補強層を更に含む、請求項３５に記載のステント。
- 前記補強層は、結合層を含む、請求項７３に記載のステント。
- 前記補強層は、展開されたＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）で構成される、請求項７３に記載のステント。
- 前記ｅＰＴＦＥは、特定の方向で特定の特性を付与するように配向される、請求項７５に記載のステント。
- 前記ｅＰＴＦＥが、少なくとも１つの方向でクリープに抵抗するように配向される、請求項７５に記載のステント。
- 前記ステントは、１つ以上の方向で１つ以上の特性を与えるように構成される複数の補強層を含む、請求項７３に記載のステント。
- 医療器具を構成する方法であって、
ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の第１のチューブをマンドレル上で回転自在にスピンさせる工程と、該第１のチューブを焼結する工程と、を含む方法。 - ＰＴＦＥの前記第１のチューブは、回転するマンドレル上で回転スピンされる、請求項７９に記載の方法。
- 前記マンドレルは、回転スピン紡糸口金の回転軸に実質的に直交するように配置される、請求項８０に記載の方法。
- 回転スパンＰＴＦＥの第２のチューブが、前記第１の層の周囲に適用される、請求項７９に記載の方法。
- スキャフォールド構造が、前記第１のチューブの周囲に適用され、フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）層が、回転スパンＰＴＦＥの前記第２のチューブを適用する前に、前記第１のチューブ及び該スキャフォールド構造の周囲に適用される、請求項８２に記載の方法。
- 前記ＦＥＰ層が、前記ＦＥＰ層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制するように構成される、請求項８３に記載の方法。
- 前記ＦＥＰ層が前記第１のチューブ及び前記第２のチューブへ固着するよう、前記医療器具が加熱される、請求項８３に記載の方法。
- 前記ＦＥＰは、前記第１のチューブ及び前記第２のチューブの前記ファイバに部分的に固着する、請求項８５に記載の方法。
- 前記ＦＥＰは、前記第１のチューブ及び前記第２のチューブの前記ファイバ内に流動しかつこれらをコーティングする、請求項８６に記載の方法。
- 前記ＦＥＰは、前記チューブの多孔性を維持しつつ、前記第１のチューブ及び前記第２のチューブの前記ファイバをコーティングする、請求項８７に記載の方法。
- 回転スパンＰＴＦＥの前記第２のチューブは、回転するマンドレル上でＰＴＦＥの前記第２のチューブを回転スピンさせ、前記第２のチューブを焼結することにより、形成される、請求項８２に記載の方法。
- 前記医療器具が熱処理される前に、圧縮ラップを、前記第２のチューブの周囲に適用する、請求項８９に記載の方法。
- ＰＴＦＥの前記第１のチューブを回転スピンさせる前記工程は、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）をＰＴＦＥ分散物と混合する工程であって、該ＰＥＯは、水の中で溶解されて、該混合物を形成する工程と、回転するマンドレル上のオリフィスから混合物を排出する工程と、を含む、請求項７９に記載の方法。
- 前記混合物は、遠心力によって排出される、請求項９１に記載の方法。
- 前記医療器具の端部に連結されるカフを更に含み、該カフは、該カフ内への組織内殖を可能にするように構成される、請求項７９に記載の方法。
- 前記ＰＴＦＥは、電界の存在無しに回転スピンされる、請求項７９に記載の方法。
- 前記マンドレルは、主部及び２つの脚部を含み、該主部は、分岐した医療器具の主内腔と一致するように構成され、該２つの脚部は、分岐した医療器具の脚部と一致するように構成される、請求項７９に記載の方法。
- 前記マンドレルの前記２つの脚部は、前記マンドレルの前記主部から取り外し可能である、請求項９５に記載の方法。
- 回転自在にファイバをスピンさせつつ、前記マンドレルを前記マンドレルの前記脚部の軸を中心に回転させることと、回転自在にファイバをスピンさせつつ、前記マンドレルを前記マンドレルの前記主部の軸を中心に回転させることとにより、前記第１のチューブは回転スピンされる、請求項９６に記載の方法。
- 埋込み可能な医療器具上で内皮細胞増殖を促進する方法であって、
患者に該医療器具を埋込む工程、を含み、該内皮細胞が、少なくとも１つのポリマー層の表面上に増殖し、又はこれに付着するように、該医療器具は、約３０％〜約８０％の多孔率を有する該少なくとも１つのスパン繊維状ポリマー層でコーティングされる、方法。 - 前記埋込み可能な医療器具は、被覆されたステント又はステント埋込体を含む、請求項９８に記載の方法。
- 前記埋込み可能な医療器具は、埋込体を含む、請求項９８に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、繊維状ＰＴＦＥ層を含む、請求項９８に記載の方法。
- 前記医療器具は、組織の内殖を抑制する第２のポリマー層でコーティングされる、請求項９８に記載の方法。
- 前記第２のポリマー層は、ＦＥＰ層を含む、請求項１０２に記載の方法。
- 前記繊維状ＰＴＦＥは、回転自在にスピンするランダム化されたＰＴＦＥマイクロファイバ又はナノファイバのファイバマットを含む、請求項１０１に記載の方法。
- 前記埋込まれた医療器具の前記少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項９８に記載の方法。
- 前記埋込まれた医療器具の前記少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも７５％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１０５に記載の方法。
- 前記埋込まれた医療器具の前記少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１００％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１０６に記載の方法。
- 前記埋込まれた医療器具の前記少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１２５％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１０７に記載の方法。
- 前記埋込まれた医療器具の前記少なくとも１つのポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１０８に記載の方法。
- 前記少なくとも１つのポリマー層の多孔率は、約４０％〜約６０％である、請求項９８に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスの埋込みの２週間後、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項９８〜１１０のいずれか一項に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成される、請求項９８〜１１０のいずれか一項に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有する、請求項９８〜１１０のいずれか一項に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、前記スパン繊維状ポリマー層の平均線維被膜の厚さが３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満となるよう、線維被膜形成に抵抗するように構成される、請求項９８〜１１０のいずれか一項に記載の方法。
- 埋込み可能な医療器具内への細胞増殖を促進する方法であって、
少なくとも１つのスパン繊維状ポリマー層及び少なくとも１つの細胞増殖に実質的に不透過性である層でコーティングされる医療器具を得る工程と、
該医療器具の該繊維状ポリマー層が体液又は身体組織と直接接触するように、患者に該医療器具を埋込む工程と、を含む、方法。 - 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１５に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも７５％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１６に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも９０％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１７に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも９５％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１８に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、ほぼ１００％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１９に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、２０％未満の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１１５に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、１０％未満の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１２１に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、細胞浸透が実質的に生じないように構成される、請求項１２２に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの実質的に不透過性の層は、前記層を貫通する流体移動を抑制するように構成される、請求項１１５に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１１５〜１２４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成される、請求項１１５〜１２４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有する、請求項１１５〜１２４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記少なくとも１つの繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合は、マウスへの埋込みの２週後に、前記スパン繊維状ポリマー層が、３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、線維被膜形成に抵抗するように構成される、請求項１１５〜１２４のいずれか一項に記載の方法。
- 埋込み可能な医療器具に新生内膜過形成反応を抑制する方法であって、
患者に該医療器具を埋込む工程、を含み、該医療器具は、多孔性のマットと、第２のポリマー層と、を含む、スパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、該第２のポリマー層は、該第２のポリマー層内への又はこれを貫通する組織内殖を抑制する、方法。 - 前記繊維状ポリマー層は、前記繊維状ポリマー層の表面上での内皮細胞増殖又は付着を可能にする、請求項１２９に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は繊維状ＰＴＦＥ層を含み、前記第２のポリマー層はＦＥＰ層を含む、請求項１２９に記載の方法。
- 前記医療器具は、繊維状ＰＴＦＥ層を含む第３のポリマー層でコーティングされ、前記ＦＥＰ層が前記繊維状ポリマー層と該第３のポリマー層との間に配設される、請求項１２９に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層及び前記第３のポリマー層のそれぞれが、回転スパンマイクロファイバ又はナノファイバＰＴＦＥマットを含む、請求項１３２に記載の方法。
- 前記第２のポリマー層は、回転スパンＦＥＰマットを含む、請求項１３３に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１２９〜１３４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１２９〜１３４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満、又は５０未満のＨスコアを有する、請求項１２９〜１３４のいずれか一項に記載の方法。
- マウスへの埋込みの２週後に、前記繊維状ポリマー層が、３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するよう、前記繊維状ポリマー層が、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するよう構成される、請求項１２９〜１３４のいずれか一項に記載の方法。
- 埋込み可能な医療器具に対する炎症反応を抑制する方法であって、
該医療器具を患者に埋め込む工程、を含み、該医療器具はスパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、該スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に１００未満のＨスコアを有する、方法。 - 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、９０未満のＨスコアを有する、請求項１３９に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、７０未満のＨスコアを有する、請求項１４０に記載の方法。
- 前記スパン繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、５０未満のＨスコアを有する、請求項１４１に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、多孔性の、回転スパンＰＴＦＥマットを含む、請求項１３９に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするよう構成される、請求項１３９〜１４３のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１３９〜１４３のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成される、請求項１３９〜１４３のいずれか一項に記載の方法。
- マウスへの埋込みの２週後に前記繊維状ポリマー層が３５μｍ未満、３０μｍ未満、２５μｍ未満、２０μｍ未満、又は１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、前記繊維状ポリマー層はインヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成される、請求項１３９〜１４３のいずれか一項に記載の方法。
- 医療器具上での線維被膜の成長を抑制する方法であって、
該医療器具を患者に埋め込む工程、を含み、該医療器具は、スパン繊維状ポリマー層でコーティングされ、該繊維状ポリマー層がマウスへの埋込みの２週後に３５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有するように、該繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、線維被膜形成に抵抗するように構成される、方法。 - 前記繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、３０μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有する、請求項１４８に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、２５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有する、請求項１４９に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、２０μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有する、請求項１５０に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、マウスへの埋込みの２週後に、１５μｍ未満の平均線維被膜の厚さを有する、請求項１５１に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、多孔性の、回転スパンＰＴＦＥマットを含む、請求項１４８に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、ｅＰＴＦＥコントロール材料と比較して、少なくとも５０％、７５％、１００％、１２５％、又は１５０％のインヴィトロでの内皮細胞付着を可能にするように構成される、請求項１４８〜１５３のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、インヴィヴォでマウスへの埋込みの２週後に、少なくとも５０％、７５％、９０％、９５％、又は１００％の細胞浸透を可能にするように構成される、請求項１４８〜１５４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、新生内膜過形成反応を抑制するように構成される、請求項１４８〜１５４のいずれか一項に記載の方法。
- 前記繊維状ポリマー層は、インヴィヴォで配置された場合に、マウスへの埋込みの２週後に、１００未満、９０未満、７０未満又は５０未満のＨスコアを有する、請求項１４８〜１５４のいずれか一項に記載の方法。
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