JP5100695B2 - 織込形成された複合プロテーゼ - Google Patents

Description

本発明は、体内埋設可能なデバイスに関するものである。さらに詳細には、長期のまたは永久的な管腔内据付を意図した、ステントおよびステントグラフトを含むプロテーゼに関するものである。

患者に対する様々な治療および診断においては、患者の体内に挿入されたデバイス、および、管腔内に埋設されたデバイス、を使用する。このようなデバイスには、（Ｗａｌｌｓｔｅｎ氏の）米国特許第４，６５５，７７１号に開示されているようなプロテーゼがある。このようなデバイスは、螺旋状に巻回された細線部材から形成されているものであって、フレキシブルであり、管状であり、かつ、織り込まれた構造のものである。搬送用カテーテルは、プロテーゼをカテーテルに対して固定するための、把持部材を備えている。埋設時には、把持部材およびカテーテルが取り除かれ、プロテーゼは、径方向に拡張して実質的に円筒形状をなすことができ、血管壁または他の生体組織を実質的に構成することができる。

金属製の細線部材すなわち金属製ストランドは、通常、埋設後において、径方向圧縮に対してフレキシブルさや効果的な耐性を要求されるような応用にとって、好ましい。金属製ストランドは、心棒回りに所望の螺旋構造に巻回した状態で、適度に高温のエージング硬化プロセス（age-hardening process）によって、熱的に形成することができる。ストランドは、高い弾性率に基づいて、所定の強度をもたらすよう作用する。

ストランドのフレキシブルさは、また、意図した処置部位に向けて細い血管または他の管腔内をステントを搬送するに際して、ストランドの径方向の圧縮を可能にする（この場合、軸方向には伸張される）という点において重要である。自己拡張デバイスは、通常、固定後において、径方向に少なくともわずかに圧縮された状態であることにより、自己拡張デバイスの弾性復原力によって、正確な位置での固定がもたらされる。フレキシブルなステントは、より広範囲の直径の管腔に対応することができる。よって、ステントを、管腔のサイズに正確に対応させる必要はない。強度およびフレキシブルさの好ましい組合せは、ストランド自身の性質、および、ストランドの構成に依存する。ここで、ストランドの構成とは、隣接するストランドどうしの間の軸方向間隔、ストランドの編み角度、等を意味している。したがって、従来のステントは、特徴的には、図２ａおよび図２ｂに示すように、開口メッシュ構造を有している。

米国特許第４，６８１，１１０号（Ｗｉｋｔｏｒ氏）には、動脈瘤の治療のために大動脈内に挿入可能な、フレキシブルで管状のライナーが開示されている。ライナーは、フレキシブルなプラスチックストランドの密な織込であって、動脈瘤に対して自己拡張して、動脈瘤箇所を通っての直接的な血液流通を可能とするよう構成されている。この文献においては、密な織込は、漏れの最小化を意図したものであり、これにより、ライナーは、血液通路から動脈瘤サックを除去して血液を効果的に流通させることができる。

当業者は、一般に、デバイスを作製するに際して、小さな透過性、および、大きな径方向圧縮および伸張をもたらすための強度およびフレキシブルさ、という相反する要求を同時に満たさなければならないという困難性に直面する。

この課題を克服する１つの手段は、ステント／グラフトを組み合わせることである。この場合、ソフトでありかつ実質的に固定された径を有する密に編み込まれたグラフトが、径方向に拡張可能なステントに対して、縫合されているあるいは結合されている。ステントは、解放時には、グラフトの直径にまで径方向に拡張することが意図されている。しかしながら、この場合には、通常、グラフトの直径を、処置部位における管腔の直径に、精度良く合わせる必要がある。そうでない場合には、大きすぎるサイズのグラフトが、ステントと生体組織との間において圧縮されて、グラフトの材料が無用に折り重なったりあるいは寄り集まったりするか、あるいは、小さすぎるサイズのグラフトが、デバイスの固定のためのステントの十分な膨張を妨げたりする。

国際特許出願第ＷＯ９１／１０７６６号に開示されているような、とりわけ３次元の編み込みを有している、いくつかのプロテーゼの構成が提案されている。例えば、国際特許出願第ＷＯ９２／１６１６６号、第ＷＯ９４／０６３７２号、および第ＷＯ９４／０６３７３号を参照されたい。これらの出願においては、複合型のグラフト、および、例えば、より線ヤーン、単繊維、可溶材料、コラーゲン、のような異なるタイプのストランドの組合せからなる他の編み込み構造が開示されている。これら開示のすべてにおいて、織り込まれたまたは編み込まれた構造は、デバイスに対する所望の公称形状をもたらし得るよう、織込後において、熱成形される。したがって、すべてのストランドおよびフィラメントは、熱成形条件（主要には、高温）に適合しなければならない。このことは、デバイス内に織り込み得る材料のタイプを制限する。

したがって、本発明の目的は、構造用ストランド、および、構造用ストランドに織り込み得る他のストランドを備えたプロテーゼを提供することである。この場合、他のストランドの材料のタイプは、熱成形に必要な条件や、構造用ストランドの選択的な成形に必要な条件によって、制限されることがない。

他の目的は、例えば構造用ストランドのようなプロテーゼ内に最終的に組み込まれたストランドの所定部分が、構造内に組み込まれた他のストランドに望ましくない衝撃を一切もたらすことなく、所定の公称形状になって処置を行い得るような、プロテーゼの作製方法を提供することである。

さらに他の目的は、複数のストランドを織り込むことを行うプロテーゼ製造方法において、織込構造の公称形状を予備決定するために、ストランドの一部を選択的に冷間加工するための手段を提供することである。

また別の目的は、ステントとしては、強度、弾性、および直径範囲を備えるとともに、グラフトとしては、小さな透過性を備えた、織込デバイスを提供することである。

上記目的および他の目的を達成するために、プロテーゼを製造するための方法であって、
ａ．構造材料からなりかつ元々の公称形状を有する複数の構造用ストランドを準備するとともに、複数のソフトな織物用ストランドを準備し；
ｂ．各構造用ストランドが元々の公称形状に代えて選択された公称形状となるように、構造用ストランドを変形させ；
ｃ．その後、構造用ストランドおよび織物用ストランドを、集積構造へと織り込む；
方法が提供される。

織込に際しては、構造用ストランドの格子を形成することが好ましい。この場合、織物用ストランドは、格子によって支持されるとともに隣接する構造用ストランドどうしの間における格子の隙間内に位置する織物シートとして形成される。

本方法の顕著な特徴点は、構造用ストランドが、選択的に成形されることであり、とりわけ、相互織込ステップに先立って、所定の第２公称形状とされることである。その結果、選択的な成形のためのプロセス条件は、実質的に、織物用ストランドに影響されることがない。このことは、特に、構造用ストランドが金属性である場合、例えば、Ｅｌｇｉｌｏｙや他のコバルト基合金、ある種のステンレス鋼、あるいは、Ｎｉｔｉｎｏｌニッケルチタン合金のような弾性復原可能合金である場合に、有利である。これら金属は、織物用ストランドとして好適な複数繊維ヤーンの典型的な融点よりもはるかに高い温度とされた場合に、熱成形されて、所望の強度および弾性がもたらされる。場合によっては、意義深いダメージが、（融点近傍ではあるものの）融点以下で起こる可能性がある。構造用ストランドとして好適なある種のポリマーは、同様に、織物用ストランドには不適当な高温で成形されることが有利である。いずれの場合においても、相互織込に先立って、構造用ストランドを熱硬化あるいは熱成形することにより、織物用ストランドに対するこの種のダメージが回避される。

本発明においては、また、構造用ストランドは、冷間加工により、選択的な形状へと成形される。ある種の弾性的かつ柔軟な金属は、冷間加工に適している。（冷間加工の）主な利点は、冷間加工ステップと織込ステップとを、連続して操作できることである。特に、織込ステーションへと向かう途中において、各構造用ストランドを、成形用プーリに引っ掛けて、所望の塑性変形をもたらすよう、十分な張力をかけることができる。連続的な成形および織込は、実質的に、製造コストを低減させる。

構造用ストランドは、様々な形状に形成させることができ、最も好ましくは、螺旋形に形成することができる。この螺旋は、ただ一方向に巻くことができ、この場合には、隙間は、螺旋形である。より頻繁には、構造用ストランドは、２組の螺旋を反対方向に巻くことができる。この場合には、格子が形成され、隙間は、ひし形となる。反対方向とされる螺旋どうしは、相互に織り込むことができる、あるいは、織物用ストランドとだけ相互織込して、螺旋どうしは互いに重ねるだけとすることができる。織込構造は、例えば放射線不透明材料からなる、他のストランドを備えることができる。構造には、１つまたは複数の、構造の軸方向に延在する弾性ストランドを設けることができる。このストランドは、長さ方向の少なくとも１点において融合され、径方向の自己拡張を増強する。

本方法には、例えば、構造用ストランドのコーティング、織物用ストランドのコーティング、あるいは、これら双方といったようなプロテーゼの実用性を増大させ得る、付加的なステップを設けることができる。織物用ストランドが熱硬化性のヤーン製である場合には、織込後に、熱硬化ステップを行うことができる。ほどけてしまうことを低減させるためにまたは防止するために、接着剤を、織込後の集積構造の端部に対して、適用することができる。

本発明の他の態様はプロテーゼである。プロテーゼは、複数の構造用ストランドと、複数のソフトな織物用ストランドと、からなる相互織込を備えた集積構造を具備している。構造用ストランドは、弛緩状態において公称形状に戻る傾向を有する構造材料から形成されている。構造用ストランドは、さらに、それぞれの選択された公称形状が、（ｉ）元々の公称形状から選択された公称ストランド形状への選択的な塑性変形、または（ｉｉ）構造用ストランドを前記選択された公称形状に維持した状態で、織物用ストランドの融点よりも高温に構造用ストランドを加熱することによる選択的な熱硬化、のいずれかによりもたらされている。

構造用ストランドは、集積構造に対して所定の公称形状をもたらすように、集積構造内において選択的な配向を有している。好ましいプロテーゼにおいては、構造用ストランドは、格子を形成するよう協働し、織物用ストランドは、格子によって支持されかつ隣接する構造用ストランドどうしの間における格子の隙間内に位置する織物シートを形成するよう協働する。よって、自己拡張型ステントの構造強度および弾性と、グラフトの小さな透過性と、が、単一プロテーゼ内において、組み合わされている。

構造用ストランドは、例えば、ステンレス鋼、コバルトを含有する合金、あるいは、チタンを含有する合金、といった金属からなる単繊維であることが好ましい。これに代えて、単繊維は、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ＰＥＥＫ、ＨＤＰＥ、ポリスルホン、アセチル、ＰＴＦＥ、ＦＥＰ、ポリカーボネートウレタン、および、ポリウレタン、を含有する材料から形成されたポリマーである。いずれの場合においても、好ましい織物用ストランドは、ポリマー製複数繊維ヤーンである。複数繊維ヤーンとして好適な材料には、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリカーボネートウレタン、ＨＤＰＥ（高密度ポリエチレン）、ポリエチレン、シリコーン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、および、ポリオレフィン、がある。

よって、本発明においては、構造用ストランドおよび織物用ストランドを備える相互織込構造は、織物用ストランドに悪影響を受けることなく、構造用ストランドの制御された成形が可能であるようなプロセスによって製造される。その結果、開口を有する織込ステントと、稠密に織り込まれたグラフトと、の双方の望ましい性質を兼備した、管腔内デバイスが得られる。構造用ストランドは、相互織込のために織物用ストランドと合わされる前に、熱的にであるかまたは塑性変形によってであるかのいずれかによって、成形される。相互織込ステップは、すべてのストランドを同時に含んでおり、構造用ストランドがプロテーゼの形状を画成する格子を形成していることに基づいて、織物用ストランドは、構造用ストランドの間に、相互織込される。結果として、織物シートは、格子によって支持され、格子の形状に従う傾向がある。織物シートは、小さな透過性を示し、かつ、高度にソフトである。そして、織物シートは、隣接する構造用ストランドどうしの間の隙間内に位置する。より好ましくは、これら隙間を埋める。よって、血液や他の流体の漏れを阻止し得るとともに、構造の径方向の収縮および拡張に伴って隙間形状が変化した場合であっても、容易に、隙間の形状をなすことができる。
本発明は、さらに、以下を提供する：
（項目１） 複数の構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）と複数のソフトな織物用ストランド（４２、１０８）とからなる相互織込体を備えた集積構造（１８、９２、１００、１１４）を具備し、
上記複数の構造用ストランドどうしは、上記集積構造の形状を規定するよう協働し、
上記構造用ストランドの各々は、外力を受けたときには公称ストランド形状とは違う形状へと弾性変形可能であり、かつ、弛緩状態においては公称ストランド形状に戻る傾向を有しており、
それぞれの選択された公称ストランド形状が、上記構造用ストランドを上記選択された公称ストランド形状に維持した状態で上記織物用ストランドの融点よりも高温に上記構造用ストランドを加熱することによる選択的な熱硬化により、もたらされていることを特徴とするプロテーゼ。
（項目２） 上記構造用ストランドは、上記集積構造に対して所定の公称構成をもたらすように、上記集積構造内において選択された配向を有し；
上記構造用ストランドは、格子（３５）を形成するよう協働し、上記織物用ストランドは、上記格子によって支持されるとともに、隣接する構造用ストランドどうしの間における格子の隙間内に位置する織物シート（４０、９６、１０４）を形成するよう協働することを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目３） 上記構造用ストランドは、単繊維であることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目４） 上記単繊維は、ステンレス鋼、コバルトを含有する合金、および、チタンを含有する合金、のうちの少なくとも１つからなる金属であることを特徴とする項目３記載のプロテーゼ。
（項目５） 上記単繊維は、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ＰＥＥＫ、ＨＤＰＥ、ポリスルホン、アセチル、ＰＴＦＥ、ＦＥＰ、ポリカーボネートウレタン、および、ポリウレタン、のうちの少なくとも１つから形成されたポリマーであることを特徴とする項目３記載のプロテーゼ。
（項目６） 上記単繊維は、約０．０５〜０．３８ｍｍの範囲の直径を有していることを特徴とする項目３記載のプロテーゼ。
（項目７） 上記織物用ストランドが、ポリマーであることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目８） 上記織物用ストランドは、約１０〜４００デニールの範囲の複数繊維ヤーンであることを特徴とする項目７記載のプロテーゼ。
（項目９） 上記複数繊維ヤーンは、各フィラメントが約０．２５〜１０デニールの範囲であるようなフィラメントから構成されていることを特徴とする項目８記載のプロテーゼ。
（項目１０） 上記複数繊維ヤーンは、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリカーボネートウレタン、ＨＤＰＥ、ポリエチレン、シリコーン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、および、ポリオレフィン、のうちの少なくとも１つから形成されていることを特徴とする項目８記載のプロテーゼ。
（項目１１） 上記構造用ストランドの上記所定の公称形状は、螺旋であることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目１２） 上記構造用ストランドは、反対方向を向く第１方向および第２方向に巻かれた螺旋からなるそれぞれ第１組および第２組の螺旋を備える格子（３５）を形成するよう協働し、これにより、上記格子の上記隙間がひし形であることを特徴とする項目１１記載のプロテーゼ。
（項目１３） 螺旋の上記第１組および第２組は、相互織込されていることを特徴とする項目１２記載のプロテーゼ。
（項目１４） 上記第１組の螺旋は、上記第２組の螺旋上に配置されていることを特徴とする項目１２記載のプロテーゼ。
（項目１５） 上記第１組および第２組の螺旋は、約６０〜１５０゜の範囲の編み角度を形成していることを特徴とする項目１２記載のプロテーゼ。
（項目１６） さらに、上記集積構造の軸方向に沿って延在するとともに、軸方向長さの少なくとも一部に沿って上記集積構造に対して溶融する、少なくとも１つの弾性ストランド（１０６）を具備していることを特徴とする項目１２記載のプロテーゼ。
（項目１７） さらに、少なくとも１つの上記ストランドは、放射線不透明材料を備えていることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目１８） さらに、上記構造用ストランドに対して付加されたコーティングを具備していることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目１９） さらに、上記織物用ストランドに対して付加されたコーティングを具備していることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目２０） さらに、上記集積構造の少なくとも両端において、上記集積構造に対して付加されたコーティングを具備していることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目２１） 上記集積構造が管状であることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目２２） 上記集積構造は、本質的に、構造用ストランドと織物用ストランドとが相互織込された単一層から形成されていることを特徴とする項目１記載のプロテーゼ。
（項目２３） 長尺でフレキシブルなカテーテル（２６）と；
上記カテーテルの先端部において上記カテーテルを囲むようにして上記カテーテルに取り付けられるとともに、複数の構造用ストランド（３２）と複数のソフトな織物用ストランド（４２）との相互織込体を備えた、織込プロテーゼ（１８）と；
を具備してなり、
上記複数の構造用ストランドどうしは、上記集積構造の形状を規定するよう協働し、
上記構造用ストランドの各々は、外力を受けたときには公称ストランド形状とは違う形状へと弾性変形可能であり、かつ、弛緩状態においては公称ストランド形状に戻る傾向を有しており、
それぞれの選択された公称形状が、上記構造用ストランドを上記選択された公称形状に維持した状態で上記織物用ストランドの融点よりも高温に各構造用ストランドを加熱することによる選択的な熱硬化により、もたらされていることを特徴とする医療デバイス。
（項目２４） さらに、上記プロテーゼを、上記カテーテルの上記先端部において径方向に弾性的に圧縮された状態で、かつ、管腔内処置部位において径方向に自己拡張するよう上記プロテーゼから解放操作可能な状態で、着脱可能に維持するための手段（２０）を具備し、
上記構造用ストランドは、上記プロテーゼに対して所定の形状をもたらすよう上記プロテーゼ内において選択された配向を有していることを特徴とする項目２３記載のデバイス。
（項目２５） 複数のストランドからなる相互織込体を備えたプロテーゼ構造（１８、９２、１００、１１４）を具備してなり、
上記ストランドは、金属から形成されるとともに元々の公称形状から選択された公称形状へと制御された塑性変形によってそれぞれの選択された公称ストランド形状とされた弾性的なかつ塑性変形可能な構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）を備え、
上記構造用ストランドの各々は、外力を受けたときには公称ストランド形状とは違う形状へと弾性変形可能であり、かつ、弛緩状態においては公称ストランド形状に戻る傾向を有しており、
上記構造用ストランドは、上記プロテーゼ構造に対して所定の公称構成をもたらすように、上記集積構造内において選択された配向を有していることを特徴とする医療デバイス。
（項目２６） 上記構造用ストランドは、さらに、上記プロテーゼ構造に対して所定の構成をもたらすよう上記プロテーゼ構造内において選択的な配向を有し、
上記複数のストランドは、さらに、上記構造用ストランドに対して相互織込されるとともに上記構造用ストランドによって支持されかつ隣接する構造用ストランドどうしの間における格子の隙間内に位置するソフトな複数の織物用ストランド（４２、１０８）を備えていることを特徴とする項目２５記載のプロテーゼ。
（項目２７） 上記構造用ストランドは、単繊維であり、上記織物用ストランドは、複数繊維ヤーンであることを特徴とする項目２６記載のプロテーゼ。

本発明に基づいて構成されたプロテーゼの一部を示す側断面図であって、搬送デバイス内に組み込まれている。 図２ａおよび図２ｂは、弾性金属構造用ストランドからなる開放織込ステントを示す図である。 図１に示すプロテーゼを示す図であって、径方向に圧縮された状態を示す図である。 図１に示すプロテーゼを示す図であって、径方向に拡張した状態を示す図である。 図３の一部を拡大して示す図であって、プロテーゼにおける、構造用ストランドと織物用ストランドとの相互織込が概略的に示されている。 図１のプロテーゼが血管内に配置され、動脈瘤箇所を補っている様子を示す図である。 プロテーゼの製造方法を概略的に示す図である。 プロテーゼの製造方法を概略的に示す図である。 プロテーゼの代替可能な製造方法を概略的に示す図である。 プロテーゼの代替可能な製造方法を概略的に示す図である。 図１１ａおよび図１１ｂは、本発明による第１方法によって構成されたプロテーゼを示す写真である。 第２方法によって構成されたプロテーゼを示す写真である。 第３方法によって構成されたプロテーゼを示す写真である。 第４方法によって構成されたプロテーゼを示す写真である。 プロテーゼの代替可能な実施形態を概略的に示す図である。 プロテーゼの他の代替可能な実施形態を示す図である。 プロテーゼのさらに他の代替可能な実施形態における、コーティングされた複数繊維ヤーンを示す図である。 プロテーゼの別の代替可能な実施形態における、コーティングされた構造用ストランドを示す図である。 コーティングされたプロテーゼのまた別の代替可能な実施形態を示す図である。

上記のおよび他の特徴点および利点について説明するために、以下、添付図面を参照して説明する。

図面を参照すると、図１には、搬送デバイス１６が示されている。搬送デバイス１６は、プロテーゼ１８を生体管腔内の意図された固定箇所または処置部位にまで搬送し、その後、プロテーゼを径方向に自己拡張させて管腔内に固定させるように、プロテーゼを解放するためのものである。

デバイスは、例えばポリウレタンのような生体適合性ポリマーから構成されている、長尺でフレキシブルな外側カテーテル２０を備えている。カテーテル２０には、長さ方向に、中央管腔２２が設けられている。外側カテーテルの先端部２４は、プロテーゼ１８を被覆している。管腔２２内には、内側カテーテル２６が保持されている。この内側カテーテル２６は、外側カテーテル２０の実質的に長さ全体にわたって、延在している。内側カテーテル２６の先端部には、テーパ状先端チップ２８が設けられている。プロテーゼ１８は、内側カテーテル２６を被覆しており、これにより、プロテーゼ１８は、内側カテーテルと外側カテーテルとの間に拘束されている。内側カテーテル内の管腔３０は、フレキシブルなガイドワイヤを受領することができる。

断面ではなく外面形状が図示されているプロテーゼ１８は、弾性材料から形成されかつ螺旋状に巻回された単繊維構造用ストランド３２を備えて、管状の織込構造とされている。図１においては、プロテーゼ１８は、径方向に圧縮されかつ軸方向に伸張された搬送状態へと、弾性的に圧縮されている。外側カテーテル２０が、プロテーゼを拘束して、プロテーゼの弾性復原力に抗して、プロテーゼを搬送状態に維持している。

内側カテーテル２６には、環状突起３４が取り付けられており、この突起３４は、内側カテーテルと外側カテーテルとの間に位置して、内側カテーテルに対するプロテーゼ１８の基端方向移動を制限している。よって、外側カテーテル２０が内側カテーテル２６に対して基端側に移動する際には、突起は、プロテーゼが外側カテーテルにつれて移動することを防止する。

カテーテル２０、２６は、プロテーゼ１８を搬送形態に維持しつつ、例えば血管系内を通って移動して、目的の処置部位にまでプロテーゼを搬送する。プロテーゼが目的箇所に到達した後には、内側カテーテル２６は、そのままの状態に維持され、外側カテーテル２０が、基端側に引き抜かれる。突起３４は、プロテーゼ１８が外側カテーテルとともに基端側に移動することを防止する。よって、プロテーゼ１８は、適正位置への配置が維持される。この場合、プロテーゼ１８は、（外側カテーテルの引抜につれて）徐々に、弛緩状態に向けて径方向に自己拡張し、処置部位の組織に対して緊密に接触するようになる。プロテーゼが弛緩状態にまで完全には拡張しないことにより、プロテーゼは、プロテーゼを固定させるように作用する余剰の弾性力を、組織に対して働かせる。この時点においては、プロテーゼは、先端チップ２８の直径よりもずっと大きな直径を有している。よって、内側カテーテルおよびチップは、外側カテーテルに沿って、容易に基端側に引き抜かれる。

プロテーゼ１８は、径方向に圧縮されて搬送されかつ径方向に自己拡張するのに好適であるという点において、径方向自己拡張型ステントに似ている。したがって、径方向自己拡張型ステントとの類似性は、プロテーゼ１８の考察に有効である。

径方向自己拡張型ステントが、図２ａおよび図２ｂに示されている。ステントは、２つの、反対向きにかつ同中心に螺旋状に巻回された糸部材すなわちワイヤから構成されている。ワイヤは、金属またはポリマー材料から、良好な弾性復原力を備えて構成することができる。各ワイヤは、選択的に形状が決められており、よって、公称形状、すなわち一切の外力を受けていない弛緩状態における形状は、螺旋状である。ワイヤは、公称形状の管状形状をもたらすよう協働する。

２つの反対側の巻き方向における隣接する螺旋どうしは、軸方向に離間しており、その結果、ワイヤ寸法よりも実質的に大きな寸法を持ったひし形空間すなわち隙間２５が残る。開放メッシュ構造は、選択的な形状とされたワイヤの弾性および強度と組み合わせて、（ａ）ステントを管腔内搬送に好適なずっと小径のものへと弾性圧縮することができ、（ｂ）実質的には処置部位において解放されたときにステントが径方向に即座に拡張することができ、（ｃ）フックまたは係止部なしに正確な固定を確実になし得るよう、固定に際して十分な余剰力をもたらすことができる。ただし、フックまたは係止部のような固定用オプションを使用すれば固定を強めることもできる。

図３および図４を参照すると、構造用ストランド３２が、プロテーゼ１８の格子３５を形成していることがわかるであろう。ステントのワイヤと同様に、ストランド３２は、２つのものが反対向きにかつ同中心に螺旋状に巻回され、軸方向に互いに離間しており、ひし形の隙間を形成している。構造用ストランド３２は、さらに、必要な強度および弾性を示すという点においてステントワイヤと同様であり、生体適合性があり、疲労および腐食に対して耐性があり、そして、血管への応用においては、同様に、血液適合性がある。これら要求を満たす材料としては、ある種のステンレス製”スプリング”鋼、コバルト基合金、および、チタンを含有する合金がある。好ましいコバルト基合金のいくつかは、”Ｅｌｇｉｌｏｙ”、”Ｐｈｙｎｏｘ”、および”ＭＰ３５Ｎ”の商標名で市販されている。

特に好ましいＣｏＣｒＭｏ合金は、本出願人に譲渡され同時出願された、Ｊ．Ｓｔｉｎｓｏｎ氏による”Cobalt-Chromium-Molybdenum Alloy Stent and Stent Graft”と題する米国特許出願第０８／６４０，２５３号に記載されている。これら合金は、約５重量％よりも少ないニッケルを含有している。好ましくは、約２重量％よりも少ないニッケルを含有している。さらに好ましくは、約１重量％よりも少ないニッケルを含有している。クロムは、好ましくは、約２６．０〜３０．０重量％の量で存在しており、モリブデンは、好ましくは、約５．０〜７．０重量％の量で存在している。合金は、さらに、約０．２５重量％までの量の窒素を含有することができ、約０．３５重量％までの量のカーボンを含有することができる。鉄、シリコン、マグネシウム、銅、リン、硫黄、および、タングステンのような他の元素は、約１．０重量％を超えないことが好ましい。いずれの場合においても、合金の残部は、コバルトとすることができ、好ましくは、少なくとも６０．０重量％の量とすることができる。いくつかの特別の例が前記出願に記載されており、その内容は、参考のため、ここに組み込まれる。

好ましいチタン合金は、ニッケルおよびチタンからなる弾性復原可能な合金（recovery metal alloy）であり、”Ｎｉｔｉｎｏｌ”という商標名で市販されている。他のチタン合金は、本出願人に譲渡され、１９９６年２月８日に出願された、”TitaniumAlloy Self-Expanding Stent” と題する米国特許出願第０８／５９８，７５１号に記載されている。他の適切なチタン合金としては、チタン−ジルコニウム−ニオブ合金、および、ＴＩ−６Ａｌ−４Ｖとして知られているチタン−アルミニウム−バナジウム合金がある。

適切なポリマー単繊維としては、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ＰＥＥＫ、ＨＤＰＥ、ポリスルホン、アセチル、ＰＴＦＥ、ＦＥＰ、ポリカーボネートウレタン、および、ポリウレタン、がある。適切なポリウレタンおよびポリカーボネートウレタンとしては、Ｃｈｒｏｎｏｆｌｅｘ ＡＲ、Ｃｈｒｏｎｏｆｌｅｘ Ａｌ、Ｃｏｒｅｔｈａｎｅ、および、Ｂｉｏｍｅｒ、という商標名で市販されているものがある。これら単繊維は、好ましくは、約０．０５１〜０．３８ｍｍの範囲の直径を有している。

図４に示すように、構造用ストランド３２は、互いに交差しており、プロテーゼの長さ方向軸３６によって２等分される編み角度αを形成している。プロテーゼ１８が弛緩状態にあるときには、編み角度は、約６０〜１５０゜の範囲であり、より好ましくは、約８０〜１４０゜の範囲である。

図３に示すように、プロテーゼを径方向に圧縮すると、実質的に編み角度が減少する。編み角度は、大いに、プロテーゼの径方向圧縮と軸方向伸張との間の関係を決定する。さらに詳細には、より小さな編み角度は、与えられた径方向拡張量に対して、より短い軸方向短縮をもたらす。他方、与えられたストランドのサイズおよび強度に対して、より大きな編み角度は、径方向圧縮に対して、より大きな耐性をもたらし、より正確な固定ができることは明確である。したがって、より小さな編み角度であると、一般に、より強力であっても弾性的であるような、すなわちより大きな弾性率を有する、構造用ストランドを必要とする。

プロテーゼ１８において隣接している構造用ストランドどうしの間の格子３８は、織物シートまたは織物４０によって占領されている。図５に示すように、シート４０は、互いに相互織込された複数の織物用ストランド４２から形成されているとともに、さらに、構造用ストランド３２が相互織込されて形成されている。ストランド３２、４２は、ワンオーバーワン（one over one）織込パターンのものが図示されている。しかしながら、様々な織込パターンが当業者には公知であること、および、例示のものに最も適切なパターンは、所望の構造特性や使用されている材料に依存すること、は理解されるであろう。織物用ストランド４２は、また、反対向きの螺旋からなるとともに構造用ストランドどうしの編込角度αと同じ編込角度で互いに交差したセットに形成されている。織物用ストランド４２は、複数繊維ヤーンであることが好ましいが、単繊維とすることもできる。いずれにしても、織物用ストランドは、構造用ストランドよりもずっと細いものであり、約１０〜４００デニールの範囲である。複数繊維ヤーンの個々の繊維は、約０．２５〜１０デニールの範囲とすることができる。複数繊維ヤーンは、一般に、高度なソフトさを有しており、弾性を有していても有していなくても良い。適切な材料としては、ＰＥＴ、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリカーボネートウレタン、ＨＤＰＥ、ポリエチレン、シリコーン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、および、ポリオレフィンがある。ある適切な高分子量ポリエチレンは、”Ｓｐｅｃｔｒａ”という商標名で市販されている。

織物用ストランド４２の細さ、および、密なまたはタイトな織り方に基づいて、織物シート４０は、微小孔とすることができる。しかしながら、本質的に、生体流体に対して、不透過性である。また、織物シートは、高度にソフトであり、プロテーゼ１８が径方向に自己拡張するかあるいは径方向に圧縮された際に、格子３５の形状変化に適応することができる。格子３５の形状が、プロテーゼの形状を決定する。

よって、プロテーゼ１８は、自己拡張型ステントおよびグラフトの好ましい特性と組み合わされる。格子３５は、幅広い径範囲にわたっての径方向圧縮性および自己拡張性、および、正確な配置のための残留力、をもたらす。同時に、織物シート４０は、プロテーゼが本質的に血液または他の生体流体に対して不透過性となる程度にまで、透過性を低減させる。これらの理由により、プロテーゼ１８は、動脈瘤を処置するのに特に好適である。図６は、血管壁４４を有する血管内へのプロテーゼ１８の固定を示している。血管壁に沿って、動脈瘤４６が存在している。プロテーゼの両端部領域４８、５０は、径方向に拡張して、動脈瘤の両側に位置している血管壁４４に対して緊密に接触している。プロテーゼの中間領域５２は、動脈瘤にわたって延在している。端部領域４８、５０は、構造用ストランド格子の弾性および強度に基づいて、プロテーゼを効果的に固定している。同時に、織物シート４０のおかげで、プロテーゼは、動脈瘤サック内への実質的な漏れを阻止しつつ、動脈瘤箇所を通して血液を流通させることができる。

プロテーゼ１８として特に好ましい構造は、金属製構造用ストランドと、織物用ストランドとしてのＤａｃｒｏｎ（ポリエステル）製複数繊維ヤーンと、を相互に織り込んだものである。金属製構造用ストランドは、弾性率という意味で高強度を示す。例えば、ステンレス鋼は、約１９〜２１×１０^９Ｎ／ｍ^２という弾性率を有することができる。チタンおよびチタン含有合金は、１０．６〜１１．４×１０^９Ｎ／ｍ^２の範囲の弾性率を有する傾向がある。これに対して、例えばポリエチレンは、約０．０１４〜０．０３８×１０^９Ｎ／ｍ^２の範囲の弾性率を有しており、他のポリマー材料も、この程度の大きさの弾性率を有している。したがって、与えられたストランド直径、螺旋直径、および螺旋ピッチに対して、金属製ストランドの格子は、径方向圧縮に関してずっと大きな耐性があり、正確な固定に際して、より大きな残留力をもたらす。Ｄａｃｒｏｎポリエステル複数繊維ヤーンは、大きな弾性復帰および伸張（ポリエステルファイバに対して、最大３６％）を有しており、小さな弾性率を有している。これにより、織物シート４０を格子に適合させることが保証される。

この好ましい複合構造は、心棒上で織込構造を形成しその後ストランドを螺旋形状に熱硬化させる程度に心棒を加熱することによって、形成することができない。金属構造用ストランドの熱成形には、ストランドを所望の螺旋形状に維持した状態で、約１０００℃の温度にまでストランドを加熱する必要がある。そのような温度は、ポリエチレンエステル、および、複数繊維ヤーンからなる織物ストランドにとって最適な他の材料の融点を十分超えている。構造用ストランドを選択的に成形することは、可能性を向上させることにおいて重要であり、プロテーゼの収縮および膨張を制御し、また、プロテーゼがほぐれてしまいそうになる傾向を減少させる。

ステントおよびグラフトの好ましい特性を得るために、プロテーゼ１８は、図７および図８に示すような複数のステップによって製作することができる。図７においては、２つの構造用ストランド（金属単繊維）３２ａ、３２ｂを示しており、逆巻きとされた構造用ストランドの各々は、心棒５４の周囲に巻回されており、それぞれのボビン５６、５８により支持されている。便宜上、ストランド３２ａ、３２ｂだけが図示されているものの、構造用ストランドのすべてが、心棒上に巻回されており、互いに成形された状態に維持されていることは、理解されるであろう。しかしながら、織物ストランドの織込に先立って、構造用ストランドのみが存在して、成形されている。

エージング硬化処理は、炉６０内において、真空下においてあるいは保護雰囲気下において、行われる。温度は、約３５０〜１０００℃の範囲内で、構造材料に応じた特定の温度とされる。繊維が互いに重なり合って、複数の交差箇所を形成する。交差箇所の１つは、符号６２で示されている。符号５６、５８に代表されるようなボビンは、エージング硬化時には、それぞれのストランドに張力をかけるようセットされている。エージング硬化のための適切な保持時間は、材質および寸法によって変化するが、典型的には、３０秒から約５時間の範囲とすることができる。

エージング硬化の後、構造用ストランドは、冷却される。この時点において、各構造用ストランドは、公称形状としての螺旋形状を保持している。弾性材料の場合には、”公称形状”とは、弛緩状態での形状、すなわち何ら外力を受けていない状態での形状のことである。エージング硬化された金属単繊維は、高度に弾性がある。すなわち、外力を受けた際に弾性変形可能である。しかも、外力が除去されたときには、公称形状へと弾性復帰する。ストランドは、復帰可能な金属から構成されている場合には、活性温度以下に維持されているときには、成形可能に変形可能である。Ｎｉｔｉｎｏｌにとっては、活性温度は、生体温度（約３７℃）以下とすることができる。活性温度にまであるいはそれ以上に加熱されたときには、構造用ストランドは、選択された公称形状に復帰する。この場合には、”公称形状”とは、少なくとも活性温度にまで加熱されたときに、ストランドが戻る形状のことである。

構造用ストランド３２が、金属単繊維ではなく、熱可塑性樹脂の場合には、複数ストランドは、同様にして熱的に硬化することができる。さらに詳細には、熱可塑性樹脂製の単繊維が心棒５４回りに反対向きに巻回されている状態において、ストランドは、約１００〜４００℃の範囲の、より好ましくは１５０〜２５０℃の範囲の熱形成温度に加熱される。加熱は、上記炉内において行われるか、あるいは、心棒を加熱することにより行われる。ストランドは、通常、熱硬化性金属ストランドの加熱時間よりも短い時間にわたって、熱形成温度に維持される、あるいは、熱形成温度以上に維持される。この場合の加熱時間は、約３０秒〜２時間であり、好ましくは、５〜１５分である。再度確認しておくと、構造用ストランドだけが成形されて、その後に、構造用ストランドに対して、織物用ストランドが、織り込まれる。この順序は、たとえ構造用ストランドと織物用ストランドとが同一の熱可塑性樹脂から形成されている場合であってさえも、有利である。というのは、この順序で製作することによって、構造用ストランドだけが熱硬化されたプロテーゼを作ることができるからである。

熱硬化工程は、構造用ストランドを元々の第１形状から選択された公称第２形状へと形状変化させるという意味で、形状用ストランドを変更する。典型的には、元々の形状は、直線状であって、選択された公称形状は、心棒の直径、および、心棒の周囲に構造用ストランドが巻回されるピッチ、により決定される。

構造用ストランドと織物用ストランドとの相互織込は、選択的な形状に成形した後に、行われる。図８は、織込装置６４を概略的に示している。織込装置６４は、ボビンが環状配列された環状キャリアアセンブリ６６を備えている。この場合、複数のボビンのうちの２つが符号６８、７０により示されている。装置は、さらに、心棒７２を備えている。この心棒７２は、円筒アセンブリの中心に配置されており、アセンブリに対して、図示矢印で示すように、長さ方向に移動可能である。

当業者にとっては織込機械を使用することは公知であるけれども、装置の使用方法について、以下、説明する。

まず最初に、キャリアアセンブリ６６において、異なるボビンに対して異なるストランドが巻回される。各ボビンに巻回されるストランドのタイプは、所望の織込パターン、および、構造用ストランドと織物用ストランドとの比、に依存する。すべてのストランドが、それぞれのボビンから心棒７２へとへと引き出される。そして、心棒７２を長さ方向に移動させることにより、織込が行われる。これと同時に、ボビンは、所望の織込パターン、例えば２次元的５月柱織込にしたがって、互いに移動される。その結果、符号７４で示すように、心棒上に、構造用ストランドと織物用ストランドとが、同時に相互織込される。心棒は、織込構造の直径を決定する。心棒の長さ方向移動速度は、編み角度を、大いに決定する。プロテーゼの長さは、織り込みを行う時間により、あるいは、心棒からプロテーゼを除去した後の、所定長さへの織り込み構造のカットにより、決定される。

織込プロセス時には、織込時の配向に関して、構造用ストランドを制御する。これにより、個々の螺旋が、結果としての格子のための所望の公称管状構造をもたらすよう協働することが保証される。織物用ストランドに関しては、比較的ソフトな性質であることにより、同様の制御は不要である。適正に配向制御された構造用ストランドは、一切のほぐれるような傾向を減少させる。その結果、プロテーゼの収縮および拡張をより容易とする。さらに、構造用ストランドどうしの間における隙間内を埋めている織物用ストランドは、図５に示すように、構造用ストランドを、螺旋の交差からなる所望形状に、維持するよう作用することは、理解されるであろう。

図９は、代替可能な織込装置７６を概略的に示している。この場合、構造用ストランドは、冷間成形により選択的な形状とされる。特に、円筒状キャリアアセンブリ７８は、長さ方向に移動可能な心棒８０に対して、同中心に設けられている。上記と同様に、キャリアアセンブリは、いくつかの環状配列された複数のボビンを支持している。この場合、複数のボビンのうちの２つが符号８２、８４により示されている。ボビン８２には、構造用ストランド３２が巻回されており、一方、ボビン８４には、織物用ストランド４２が巻回されている。構造用ストランドは、織込に先立って熱成形されておらず、したがって、最初の時点においては、直線状形状を有している。

構造用ストランド３２は、ボビン８２から心棒へと移動するにつれて、冷間処理によって変形可能に変形される。ストランド３２の移動経路には、小径の成形用プーリ８６、および、大径の遊びプーリ８８が配置されている。成形用プーリ８６は、このプーリを通って移送される構造用ストランドに対して、とりわけストランドの径方向外側部分に対して、曲げ応力をもたらす。図においては、プーリ８６、８８が側面で示されているけれども、実際には、選択された公称形状をもたらし得るように、成形プーリ８６が、遊びプーリ８８に対して直交していることは、理解されるであろう。ボビン８２は、ストランドに印加する張力の制御が可能なクラッチ（図示せず）を備えるキャリア上に支持されている。これにより、曲げ応力の程度を調節することができる。

張力は、プーリ８６に沿ったストランドの少なくとも径方向外側部分に沿った曲げ応力が、材料の曲げ強度を超えるように、制御される。張力の適切なレベルは、材料、単繊維の直径、およびプーリ８６回りの曲率といった要因に応じて、約２００〜１０００ｇｍｓの範囲である。その結果、冷間成形プラスチックは、図１０においてハッチングを施したセグメント９０に示すように、変形する。セグメント９０は、図示の目的のために、大いに誇張して表されていることを理解されたい。実際のプラスチックの流通は、これほど明瞭ではなく、切れ目があるわけでもない。この流通によって、構造用ストランドの形状は、直線から螺旋へと変化する。さらにこの装置に関しては、プーリ８６が、どの場合においても、構造用ストランドに対して湾曲した形状をもたらすこと、および、所望ピッチでの螺旋公称形状が、ストランドに対する所望の張力を維持した状態での、キャリアアセンブリに対してのプーリの適正な配置によって得られること、に注意されたい。

”Cobalt-Chromium-MolybdenumAlloy Stent and Stent-Graft”と題する上記の米国特許出願第０８／６４０，２５３号において開示されたＣｏＣｒＭｏ合金は、この手法にとって、特に好適である。成形用プーリおよび張力印加用クラッチは、図示のような構造用ストランドに関連してのみ必要とされるけれども、これらの構成要素は、織込装置を、複雑なものとする。この手法の利点は、選択的な成形ステップおよび織込ステップを、時間をおかずに、連続したプロセス内において、行い得るということである。これに対して、熱成形は、ストランドを冷却し、ストランドをボビンに巻回した後に、行われる。したがって、バッチ式に処理がなされる。

図１１〜図１４は、織込プロセスの後述の実験例において形成された、４つの異なる織込構造を示す写真である。実験例１〜３においては、織込に先立って、金属製単繊維は、熱的に成形される。ただし、金属製単繊維を塑性的に成形しても、同じ結果を得ることができる。

〔実験例１〕
キャリアアセンブリのボビンには、７２個の織物用繊維が搭載される。各織物用繊維は、１００デニールのポリエステルヤーンであり、７０本のフィラメントから構成されている。織込機の３個に１個ずつのキャリアには、複数繊維ヤーンによる織込のために、構造用ストランドが巻回されている。これにより、２つの反対方向の巻方向の各々に対して、１２個の構造用ストランドが準備されている。各構造用ストランドは、０．１１ｍｍの直径を有するＥｌｇｉｌｏｙワイヤである。ストランドは、ツーオーバーツー（two over two）の織込パターンでもって、８ｍｍ直径の丸い心棒上に織り込まれる。この際、編み角度が１１０゜になるように、織込機が操作される。適切な長さの織込が完了すると、心棒から取り外される。

結果的に得られた相互織込構造は、図１１ａおよび図１１ｂに示すようなものであり、ポリエステルヤーンと金属単繊維とからなる管状複合体である。ワイヤ格子は、２組の反対向きの螺旋によって形成されており、ワイヤは、ツーオーバーツーの織込パターンで織り込まれている。

〔実験例２〕
再度、キャリアのボビンには、１００デニールであって７０本のフィラメントからなる７２本のポリエステルヤーンが搭載される。４個に１個ずつのキャリアに設けられた０．１１ｍｍの直径のＥｌｇｉｌｏｙワイヤが、２つの反対を向く巻方向の各々に対して９本のワイヤを配置するようにして、複数繊維ヤーンとともに織り込まれる。ストランドは、ツーオーバーツーの織込パターンでもって、８ｍｍ直径の丸い心棒上に織り込まれる。その結果、図１２の写真で示すような、ポリエステルヤーンと金属単繊維とからなる管状相互織込構造が得られる。ワイヤがなすサブ構造は、２組の反対向きの螺旋からなる同心的な組を形成している。これら組は、相互織込されているわけではなく、互いに重なり合っているだけである。

〔実験例３〕
キャリアボビンには、１００デニールであって７０本のフィラメントからなる７２本のポリエステルヤーンが搭載される。２つの反対向きの巻方向のうちの一方のみにおいて、織込機の１つおきのキャリアに、０．１１ｍｍの直径のＥｌｇｉｌｏｙワイヤが、合計１８本のワイヤとなるようにして準備され、複数繊維ヤーンとともに織り込まれる。ストランドは、ツーオーバーツーの織込パターンでもって、８ｍｍ直径の丸い心棒上に織り込まれる。この場合、織込機の編み角度は１１０゜に設定されている。その結果（図１３）、ポリエステルヤーンと金属単繊維とからなる中空管状相互織込構造が得られる。ワイヤがなすサブ構造は、同じ方向に巻回された１８本の軸方向に離間した螺旋からなる単一層を形成している。

〔実験例４〕
キャリアボビンには、１００デニールであって７０本のフィラメントからなる１４４本のポリエステルヤーンが搭載される。織込機の６個に１個ずつのキャリアに、０．１３ｍｍのＥｌｇｉｌｏｙワイヤが、搭載され、複数繊維ヤーンとともに織り込まれるよう、２つの反対向きの巻方向の各々において１２本のワイヤが準備される。搭載に先立って、Ｅｌｇｉｌｏｙワイヤは、図９および図１０に関連して説明したように、所望の形状に可塑的に成形されている。ストランドは、１６ｍｍ直径の丸い心棒上に、１１０゜の編み角度でもって織り込まれる。その結果、図１４に示すように、ポリエステルヤーンと金属単繊維とからなる管状相互織込構造が得られる。含有されているワイヤがなすサブ構造は、ワンオーバーワン織込パターンで織り込まれた２４本のワイヤから形成される。

〔実験例５〕
キャリアボビンには、１００デニールであって７０本のフィラメントからなる９６本のポリエステルヤーンが搭載される。織込機の３個に１個ずつのキャリアに、０．１３ｍｍ直径のＥｌｇｉｌｏｙワイヤが、搭載され、複数繊維ヤーンとともに織り込まれるよう、２つの反対向きの巻方向の各々において１６本のワイヤが準備される。ストランドは、ツーオーバーツーの織込パターンでもって、１２ｍｍ直径の丸い心棒上に織り込まれる。この場合、織込機の編み角度は１１０゜に設定されている。その結果、ポリエステルヤーンと金属単繊維とからなる管状相互織込構造が得られる。含有されているワイヤがなすサブ構造は、ツーオーバーツー織込パターンで織り込まれた３２本のワイヤから形成される。

上記実験例のすべてにおいては、得られたプロテーゼは、血管グラフトの水の透過性と同程度の水の透過性を有している。さらに得られたプロテーゼは、直径が小さくなるように圧縮することができ、かつ、径方向自己拡張型ステントのように拡張することができる。

プロテーゼ製造プロセスは、プロテーゼに様々な所望の特性を持たせるよう、改良することができる。例えば、図１５には、織物シート９６をなす複数繊維ヤーンとともに相互織込された螺旋構造用ストランド９４から形成されたプロテーゼ９２が示されている。付加的なストランド９８が、織物用ストランドとともに相互織込されている。ストランド９８は、例えばタンタルのような放射線不透明材料から形成されている。ストランド９８は、処置部位におけるあるいは処置部位近傍におけるＸ線透視像を改良して、プロテーゼの適正配置の認識を容易なものとし、また、プロテーゼの移動必要性の認識を容易なものとする。放射線不透明性を向上させるための他の手法としては、複合型構造用ストランド（例えば、放射線不透明コア付のワイヤ）、プレート状単繊維、放射線不透明インク、および、マーカーバンド（marker bands）を使用することが挙げられる。

図１６は、以下の実験例によって製造されたプロテーゼ１００を示している。

〔実験例６〕
織込機には、キャリアアセンブリ回りに、１８個の３本の軸方向ガイドチューブが設けられる。ボビンには、１００デニールであって７０本のフィラメントからなる７２本のポリエステルヤーンが搭載される。織込機の３個に１個ずつのキャリアに、０．１１ｍｍ直径のＥｌｇｉｌｏｙワイヤが、搭載され、複数繊維ヤーンとともに織り込まれるよう、２つの反対向きの巻方向の各々において１２本のワイヤが準備される。０．１ｍｍ直径の１８本の脂肪族ポリウレタン単繊維が準備され、このような単繊維は、各軸方向ガイドチューブに供給されて、軸方向ランナとして織込構造内に組み込まれる。ストランドは、ツーオーバーツーの織込パターンでもって、約８ｍｍ直径の丸い心棒上に織り込まれる。この場合、織込機の編み角度は１１０゜に設定されている。織込後に、プロテーゼが取り外され、オーブン中において１５０℃で加熱される。ポリウレタンを溶融させるために、加熱は約１０分間続けられた。これにより、ポリウレタンを溶融させた構造が残る。

その結果、金属単繊維１０２と、ポリエステルヤーン製のシート１０４と、軸方向ポリウレタンランナ１０６と、からなる管状相互織込プロテーゼ１００が得られる。ワイヤがなすサブ構造は、ツーオーバーツー織込パターンで織り込まれる。プロテーゼは、血管グラフトの水の透過性と同程度の水透過性を有している。さらに得られたプロテーゼは、直径が小さくなるように圧縮することができ、かつ、径方向自己拡張型ステントのように拡張することができる。軸方向ランナによって、径方向復元性が増強されるとともに、カットされたときに、織込がほどけるまたはほぐれる傾向が低減されている。

プロテーゼのほぐれを低減させるための手法としては、両端部にシリコーン製接着剤を適用すること、あるいは、プロテーゼの端部をポリウレタン、ポリカーボネートウレタン、またはシリコーンの溶液であって固体含有率の少ない溶液に浸すこと、がある。プロテーゼに残ったポリウレタン、ポリカーボネートウレタン、またはシリコーンは、乾燥後においても残ることとなり、ほぐれを低減させるのに有効である。

図１７には、ＴＦＥからなる、または、ＴＦＥとシリコーンとのコポリマーからなるコーティング１１０を備えた複数繊維ヤーン１０８を示す。コーティング１１０は、織込に先立っての、プラズマ重合によって付加されている。コーティング１１０は、例えば摩擦を低減させるといったように、ヤーンの表面特性を改善する。コーティングされたヤーン１０８から形成されたシートを含むプロテーゼは、より小さな力で配置することができる。また、埋設されたステントの炎症性反応を低減させることもできる。代替可能な手法、とりわけ、織込後のステントに対してのプラズマ重合によっても、実質的に同じ結果が得られる。

他のプロセスにおいては、とりわけ金属単繊維である、図１８に示すような、構造増強用ストランド１１２が、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、ポリプロピレン、ＰＥＴ、あるいは、ポリウレタンでコーティングされる。コーティングは、選択的な成形後、かつ、織込前において、オーバー−押出、テープラッピング、サービングによって、あるいは、付加的な織込ステップによって、行うことができる。これにより、血液流が金属と接触することが低減される。

プロセスには、また、織込後において、表面コーティングステップを付加することもできる。これにより、プロテーゼ１１４に、図１９に示すような表面コーティング１１６を設けることができる。図においては、プロテーゼの被覆部分を図示するために、コーティングの一部を取り除いた状態での図示がなされている。プロテーゼ１１４の少なくとも一端は、符号１１８で示すように、被覆されないままとすることができる。これにより、露出端において、鋭い固定がもたらされる。これに代えて、プロテーゼには、長さ全体にわたってコーティングを施すこともできる。ヘパリンやクマリンのような表面コーティングは、トロンボゲン形成を低減させる。デキサメタゾンのようなステロイドの表面コーティングは、再狭窄率を低減させる。最後に、アルブミン、コラーゲン、あるいは、ゲラチンのコーティングは、織物シートの透過性の適合をもたらすために組み込むことができる。

特別の応用に対する実用性を高めるためのさらなる改良として、テーパ形状のプロテーゼを形成し得るよう、構造用ストランドを熱硬化させるためにテーパ形状の心棒を使用することができる。移動を低減するために、プロテーゼに、フレアー状端部を設けることができる。あるいは、フレアー状端部を、複数繊維ヤーンを組み込んでいない端部に織り込むことができる。コラーゲン、ＰＧＡ、および、他の生物学的材料または生体吸収性材料を、単繊維ストランドまたは複数繊維ストランドの一部に、置換することができる。例えばポリオレフィンまたはポリプロピレンのようなメタロセン触媒付きポリマー（metallocene catalized polymers）、および、必要であれば、フッ化処理されたポリマーを組み込むことができる。

さらに他の改良としては、３次元織込を使用することである。３次元織込は、本出願人に譲渡され本発明と同時期に出願された”Three-Dimensional Braided Coverd Stent”と題する（Ｐ．Ｔｈｏｍｐｓｏｎ氏による）米国特許出願第０８／６４０，０９１号に記載されている。

よって、本発明においては、プロテーゼは、透過性を低減させるようより稠密に織り込まれた織物用ストランドに対して、相互織込された構造用ストランドを備えている。構造用ストランドは、熱硬化または選択的な可塑成形のいずれかにより、織物用ストランドと相互織込される前に、選択的な形状に成形される。いずれの場合においても、構造用ストランドは、織物用ストランドの影響を受けることなく、成形される。冷間加工による構造用ストランドの塑性変形は、相互織込も含めて、連続的な冷間加工プロセスを行い得るという点において有利である。結果的に、自己拡張型ステントとしては、強度、弾性、および半径の可変範囲を備え、かつ、血管内グラフトとしては、不透過性を備えた、相互織込プロテーゼを得ることができる。この場合、構造用ストランドの選択的成形は、透過性を低減させたり、空隙率を変えたり、摩擦を低減させたり、あるいは、Ｘ線像を強調させたりするために、相互織込構造内において付加的なストランドとして使用可能な材料の範囲を制限することがない。

この開示の範囲は、例示された特許出願および文献の主題を理解するためのものである。したがって、例示された特許出願および文献は、参考のためここに組み込まれる。

１８ 集積構造、織込プロテーゼ、プロテーゼ構造
２０ 外側カテーテル（着脱可能に維持するための手段）
２６ カテーテル
３２ 構造用ストランド
３５ 格子
４０ 織物シート
４２ 織物用ストランド
９２ 集積構造、プロテーゼ構造
９４ 構造用ストランド
９６ 織物シート
１００ 集積構造、プロテーゼ構造
１０２ 構造用ストランド
１０４ 織物シート
１０６ 弾性ストランド
１０８ 織物用ストランド
１１２ 構造用ストランド
１１４ 集積構造、プロテーゼ構造

Claims (17)

1. プロテーゼを製造するための方法であって、
   構造用材料から形成された複数の弾性でありかつ変形可能な構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）および複数の織物用ストランド（４２、１０８）を準備する工程；
   前記構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）の径方向外側部分に沿って、曲げ応力をもたらす工程であって、前記曲げ応力が前記構造用材料の曲げ強度を超える、工程；
   各構造用ストランドの公称形状を、元々の公称形状から選択された湾曲公称ストランド形状に変化させるように、前記構造用ストランドを塑性変形させることによって選択的に冷間処理する工程；および
   前記構造用ストランドを塑性変形させた後、前記構造用ストランドを織込構造（１８、９２、１００、１１４）へと織り込む工程であって、前記構造用ストランドが選択された配向を有し、前記織込構造に管状の公称構成をもたらし、前記織物用ストランドを前記織込構造へとさらに相互に織り込む、工程
   を包含する、プロテーゼの製造方法。
2. 前記構造用材料は、ステンレス鋼、コバルトを含有する合金、およびチタンを含有する合金からなる群より選択される金属である、請求項１記載の方法。
3. 前記構造用材料がコバルト−クロム−モリブデン合金である、請求項２記載の方法。
4. 前記構造用ストランドを塑性変形させることは、前記構造用ストランドを選択された張力に維持したまま、選択された半径を有するフォーム回りにおいて、前記構造用ストランドの各々を曲げることを包含する、請求項１記載の方法。
5. 前記フォームが回転可能なプーリ（８６）であり、前記塑性変形させることは、前記構造用ストランドが前記プーリに掛けられる際に前記構造用ストランドを前記選択された張力に維持することを包含する、請求項４記載の方法。
6. 前記構造用ストランドを塑性変形させることは、前記構造用ストランドの各々を、直線状の元々の公称ストランド形状から、選択された湾曲公称ストランド形状へと変更することを包含する、請求項１記載の方法。
7. 前記構造用ストランドを塑性変形させることは、前記構造用ストランドの各々を螺旋に形成することを包含する、請求項６記載の方法。
8. 前記織り込む工程は、前記構造用ストランドを、反対方向を向いて延びる第１組の螺旋および第２組の螺旋として相互に織り込む工程を包含する、請求項１記載の方法。
9. 前記構造用ストランドを塑性変形させることは、前記構造用ストランドが心棒の方へと移動する間に前記構造用ストランドを曲げることを包含し、そして前記集積する工程は、前記構造用ストランドを前記心棒の周りに巻くことを包含する、請求項１記載の方法。
10. 前記織り込む工程は、複数の織物用ストランドを前記心棒の周りに巻くことをさらに包含する、請求項９記載の方法。
11. 織込構造（１８、９２、１００、１１４）へと相互織り込みされた、複数の弾性でありかつ変形可能な構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）、および複数の織物用ストランド（４２、１０８）を含む、請求項１記載の方法により形成された管状プロテーゼ。
12. 織込構造（１８、９２、１００、１１４）へと相互に織り込まれた構造用材料から形成された、冷間加工された複数の弾性でありかつ変形可能な構造用ストランド（３２、９４、１０２、１１２）、および複数の織物用ストランド（４２、１０８）を具備する管状プロテーゼであって、前記構造用ストランドが織り込みの前に冷間加工されている、管状プロテーゼ。
13. 前記冷間加工された構造用ストランドが、前記構造用材料の曲げ強度を超える曲げ応力によって、径方向外側部分に沿って塑性変形させられている、請求項１２記載のプロテーゼ。
14. 前記構造用材料が、ステンレス鋼、コバルトを含有する合金、およびチタンを含有する合金からなる群より選択される金属から本質的になる、請求項１２記載のプロテーゼ。
15. 前記金属がコバルト−クロム−モリブデン合金である、請求項１４記載のプロテーゼ。
16. 前記冷間加工された構造用ストランドが湾曲した形状を有する、請求項１２記載のプロテーゼ。
17. 前記湾曲した形状が螺旋形状である、請求項１６記載のプロテーゼ。

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