JP6777642B2 - 層状医療器具及び方法 - Google Patents

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関連出願

本願は、２０１５年２月２６日に出願された米国仮特許出願第６２／１２１，１８７号、表題「Ｌａｙｅｒｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉａｎｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ」に対する優先権を主張するものであり、その全体が参照により本明細書に援用される。

本開示は一般に、２層又は３層以上の材料から構成される医療器具を含む医療器具に関する。本開示の範囲内の医療器具は、多孔性層、非多孔性層、流体又は細胞不透過性層等を含んでよい。これらの層は、構築物内に含まれかつ／又は配置され得、医療器具の構造特性及び／又は生体適合性に影響を及ぼす。

本明細書に開示される実施形態は、添付の図面と併用して、以下の記載及び添付の特許請求の範囲からより完全に明白となるであろう。これらの図面は典型的な実施形態を表すのみであり、添付図を使用することによってさらなる特殊性及び詳細について説明する。

連続堆積ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）繊維マットの走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）（９５０Ｘ）である。 膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）マットの走査電子顕微鏡写真（ＳＥＭ）（９５０Ｘ）である。 医療器具の透視切欠図である。 線３Ｂ−３Ｂから得た図３Ａの医療器具の断面図である。 図３Ａの医療器具の層を示す断面図である。 体内腔内に展開した図３Ａの医療器具の断面概略図である。 ステントグラフトの骨格構造体の斜視図である。

多種多様な目的のため、様々な体内腔に医療器具が展開されてよい。例えば、血管系の内腔内の閉塞治療を含む多種多様な治療目的のため、血管系においてステント及び／又はステントグラフトが展開されてよい。本開示は、ステント、ステントグラフト、又は中心静脈（「ＣＶ」）系、末梢血管（「ＰＶ」）ステント、腹部大動脈瘤（「ＡＡＡ」）ステント、気管支ステント、食道ステント、胆管ステント、冠動脈ステント、胃腸ステント、神経ステント、胸部大動脈エンドグラフ、又は任意の他のステント若しくはステントグラフト用に設計された他の医療器具に適用可能であり得る。さらに、本開示はグラフト、シャント等などの他のプロテーゼに同等に適用可能であり得る。加えて、内腔を含み、長手方向長さの一部が例えば金属骨格によって強化され、長手方向の長さの一部が骨格を有しない医療器具も本開示の範囲内である。本明細書に記載する材料から構成されてよいいずれかの医療器具は、血管、頭部、胸部、肺、食道、腹部、又は眼の適用を含む身体の様々な部分内で使用又は埋め込みのために構成されてよい。本開示の範囲内の医療器具の例としては、ステント、血管グラフト、ステントグラフト、心臓血管パッチ、再建組織パッチ、ヘルニアパッチ、一般外科手術パッチ、心臓弁、縫合糸、歯科用再建組織、医療装置被覆及びコーティング、胃腸用装置、血液フィルター、人工臓器、眼インプラント、並びに肺ステントを含む肺装置が挙げられるが、これらに限定されない。便宜上、具体例の多くが以下の参照ステントグラフトを含んだ。特定の医療器具のいずれかが以下の実施例又は開示において参照されるかにかかわらず、本開示及び実施例は、いずれかのプロテーゼ又は他の医療器具に同様に適用してよい。

本明細書で使用する場合、用語ステント及びステントグラフトは、体腔内などの身体構造内で使用するために構成される医療器具を指す。ステント又はステントグラフトは、フレームなどの骨格若しくは補助構造体、及び／又は被覆を含んでよい。

本明細書において一般に記載され、図において図示される本実施形態の構成要素は、多種多様の異なる構成で配置され設計され得ることが容易に理解される。したがって、図で表されているように、以下の様々な実施形態のより詳細な説明は、本開示の範囲を制限することを意図するものではなく、ただ単に様々な実施形態を表すにすぎない。実施形態の様々な態様が図面で提示される一方で、図面は、具体的に示されない限りは縮尺に合わせて描かれているとは限らない。

語句「と結合した」及び「と連通している」は、機械的、電気的、磁性、電磁的、液体、及び熱的相互作用を含む、２つ又は３つ以上の要素間の相互作用の任意の形態を指す。２つの構成要素は、それらが互いに直接接触していないとしても、互いに結合しているとされてよい。例えば、２つの構成要素は、中間構成要素を介して互いに結合され得る。

方向を示す用語「近位」及び「遠位」は、ステント又は別の医療器具で逆位置を指すように本明細書で使用される。器具の近位端は、器具が実践者によって使用されている展開装置内に配設されるときに、実践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と反対側の端部、又は実践者から最も遠い端部である。当該技術分野において使用されるように、一旦器具が展開されれば、これらの用語は異なる意味を有してもよいことが理解される（すなわち、「近位」端は器具に応じて患者の頭又は心臓に最も近い端部を指してよい）。本明細書で使用する場合、一貫性を保つために、器具が展開されたかどうかにかかわらず、「近位」及び「遠位」と標示した端部はそのままとする。

ステント又はステントグラフトの長手方向は、一般に管状ステント又はステントグラフトの軸に沿った方向である。器具がポリマー層などのフィルム又はシート状の構成要素の１つ若しくは２つ以上の層と結合した金属ワイヤ構造体から構成される場合の実施形態では、金属構造体は「骨格」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」及び「コーティング」は、ポリマーの単層、同ポリマーの多層、又は組み合せて使用する、別個のポリマーを含む層を指してよい。さらに、本明細書で使用する場合、用語「被覆」及び「コーティング」は、骨格の一部と結合した層のみを指し、どちらの用語も骨格全体が「被覆」又は「コーティング」されることは必要ではない。換言すれば、骨格の一部が被覆され得、一部が露出したままであり得る医療器具が、本開示の範囲内である。最後に、被覆又はコーティングに関して詳述したいずれかの開示は、関連フレーム又は他の構造体を有しない１つ又は２つ以上の「被覆」層を含む医療器具に同様に適用されてよい。例えば、「コーティング」又は「被覆」として本明細書に記載した材料のいずれかを含むヘルニアパッチは、そのパッチがフレーム又は他の構造体をさらに含むかどうかにかかわらず、本開示の範囲内となる。同様に、管状グラフト又はシャントは、本明細書で引用された関連骨格構造体を有しない被覆又は層状材料からなってもよい。

医療装置の被覆は、連続的に適用されてよい２つ又は３つ以上の層からなる多層構築物を含んでよい。さらに、多層構築物は、不均一な層を含んでよく、これは隣接層が異なる特性を有することを意味する。このように、本明細書で使用する場合、多層構築物の各層は、層の別個の適用により又は層間の異なる特性により、別個の層を含んでよい。層はそれらの位置、構造、又は機能により識別され得るので、個々の層は必ずしも単一材料又は単一ミクロ構造のみを含むとは限らない。

加えて、本明細書で使用する場合、「組織内成長」及び「細胞浸透」は、医療器具の構成要素の中への生物学的材料又は身体材料の何らかの存在又は浸透を指す。例えば、医療器具の層又は構成要素の開口部又は孔内の身体組織（例えば、コラーゲン、細胞等）の存在は、その構成要素の中への組織内成長を含む。さらに、本明細書で使用する場合、医療器具の構成要素への組織の「付着」は、間接結合を含む、器具への組織の何らかの結合又は接着を指す。例えば、ある種の組織（例えば、コラーゲン）は、（組織内成長を介した付着を含めて）ステント被覆に付着するようになってもよく、（内皮細胞などの）生物学的材料の別の層が、次に、この第１の組織に接着してもよい。そのような場合には、第２の生物学的材料（この例では内皮細胞）及び組織（この例ではコラーゲン）は、ステント被覆に「付着」している。

多孔性材料は、材料の孔径に基づき、様々な粒子又は生物学的要素に対して選択的に透過性であり得る。例えば、２０ミクロン未満の孔径を有する材料は、異物巨細胞などの２０ミクロン超の細胞型に対して不透過性であり得る。同様に、８ミクロン未満の孔径を有する材料は、赤血球などの他の細胞型による浸透に対して不透過性であり得る。いくつかの実施形態では、（例えば、０〜８ミクロン間の任意の値を含む）８ミクロン未満又は６ミクロン未満の孔径を有する材料は、赤血球に対して不透過性であり得る。

本明細書で使用する場合、細胞不透過性は、障壁をわたるいかなる細胞移動も完全に排除することは必要とされない。ある材料は、例えば少数の赤血球細胞がその材料をわたることが可能であっても、赤血球移動に対して不透過性とされてよい。したがって、材料は、細胞不透過性の定義を満たしながらも、材料をわたる細胞移動を実質的に抑制するように構成されてよい。

本明細書で使用する場合、赤血球不透過性材料は、赤血球の経壁移動を実質的に抑制する材料である。さらに、本明細書で使用する場合、赤血球の経壁移動を実質的に抑制することは、（体内に埋め込まれた場合など）生物学的圧力下で、材料壁に接触する赤血球のうちの０．１％未満がその材料壁をわたって移動することを意味する。したがって、この定義は、このような細胞全ての完全な制限を必要とすることなく、大部分の赤血球の経壁移動を抑制する材料を含む。場合によっては、６ミクロン未満の孔径を含む８ミクロン未満の孔径、又は０〜８ミクロン間の任意の値の孔径を有する材料は、赤血球の経壁移動に対して不透過性であり得る。他の材料、例えば、異なる孔径の個々の層を有する複合材料もまた、赤血球の経壁移動に対して不透過性であり得る。

場合によっては、追加の層を組み合せてより曲った経壁経路が生じた場合、６又は８ミクロン超の多孔性を有する層は、たとえ単層が８ミクロン未満の多孔性を有していなくても組み合せた層をわたる赤血球の経壁移動に対して不透過性であり得る。

なおもさらに、様々な多孔性の様々な層を含む複合構築物は、赤血球の経壁移動に対して不透過性であり得る。いくつかの実施形態では、様々な多孔性を持つ層からなり、実質的に無孔の層と結合した構築物は、赤血球の経壁移動に対して不透過性であり得る。

さらに、本開示の範囲内の構築物は、いずれの細胞型に対しても細胞不透過性であり得、これは、（細胞型にかかわらず）構築物に接触する細胞のうちの０．１％未満が構築物壁をわたって移動することを意味する。同様に、本開示の範囲内の構築物は組織不透過性であり得、これは、構築物に接触する組織の塊又は体積のうちの０．１％未満が構築物壁をわたって移動することを意味する。

一実施例では、細胞不透過性管状多層構築物を動物宿主に３０日間埋め込んだ。その多層構構築物を除去すると、構築物の内腔表面上に測定可能な量の組織は存在しなかった。したがって、動物宿主に３０日間埋め込まれた、測定可能な経壁細胞又は組織移動を有しない材料は、本明細書でそれらの用語が使用される通りに、細胞及び組織不透過性である。標準的なｅＰＴＦＥステントグラフトが、同様に埋め込まれたときに、内腔表面上で組織成長を示したことも観察された。

加えて、材料又は構築物は、材料壁をわたる流体通過に対して不透過性であり得る。０．５ミクロン未満の孔径を有する材料又は層は、材料若しくは層をわたる流体通過に対して不透過性、又は流体不透過性であるとして本明細書で参照されている。

上記の実施形態のいずれかに関連する孔径は、以下でさらに定義される平均孔径を指してよい。それはまた、直接測定手法によって決定された孔径を指してもよい。本明細書で使用する場合、用語「一般に」及び「実質的に」は、パラメータが基準パラメータの５％範囲内であることを示す。したがって、一般に等量と言われる２つの量は、互いに５％の範囲内である。さらに、一般に又は実質的に不透過性の膜は、上記で定義された孔径からわずか５％変動するだけである。

循環系内の内腔は、一般に内皮細胞の単一層（単層）で覆われている。この内皮細胞の内張りが、内皮を構成する。内皮は、循環系の内腔を流れる血液と内腔の内腔壁との間の境界面として働く。内皮は、機能の中でも特に、内腔内の乱流血流を減少又は防止する。内皮は、アテローム性動脈硬化症、内腔周囲の選択的障壁作成、血液凝固、炎症、脈管形成、血管収縮、及び血管拡張を含む、血管生物学の多くの側面において役割を果たす。

多孔性又は半多孔性材料の被覆を含む治療用医療器具により、医療装置の血液接触側の多孔性表面上への内皮層の形成を可能にすることができる。表面上の内皮層の形成又は内皮化により、埋め込み装置の生体適合性を増加することができる。例えば、ステントの内径（血液が接触する表面）上の内皮の形成を可能にするステントは、さらに治療領域で治癒を促進する及び／又は長期実用可能性を有することが可能である。例えば、内皮細胞で被覆したステントは周囲の体内腔とより適合することができ、それによって乱流血流がより少なくなる、又は血栓症若しくは血栓形成の危険性の減少をもたらす。したがって、ステントの内側表面上に内皮層の形成を可能にするステント又はステントグラフトは、特に生体適合性であることにより、適用時点でより少ない外傷、より少ない副作用、及び／又はより長期の装置実用可能性をもたらすことができる。例えば、医療器具の組織接触側に対する身体の炎症反応を抑制又は減少させるために、多孔性又は半多孔性材料の被覆を含む医療器具が構成されてよい。医療器具に対する身体の炎症反応などの機序は、新生内膜肥厚などの好ましくない結果を刺激し、悪化させ、又は促進する恐れがある。例えば、組織内成長及び／若しくは成長、又は内皮細胞を装置の血液接触側に付着することを可能にするように構成された装置により、流れ特性の悪化及び血液凝固の可能性を減少できる。同様に、そのように構成された装置により、例えば装置の組織接触側の材料に対する身体の炎症反応を緩和できる。引き起こされた炎症反応を調整することによって、生体活性炎症マクロファージ及び異物巨細胞の存在などの好ましくない結果を減少させることができる。これは、装置周辺の線維膜形成及び新生内膜肥厚を刺激する事象を促進する恐れがある反応の化学連鎖を最少化することに役立ち得る。

本明細書に記載されるような回転紡糸又は電界紡糸材料などの連続堆積繊維は、ステント、パッチ、グラフト等などの医療器具の部分を含むように使用されてよい。以下にいずれかの具体例が含まれているかどうかにかかわらず、本開示はいずれか埋め込み可能な医療器具にも適用可能である。換言すれば、ステント又はパッチなどの特定の医療器具は、以下の開示及び実施例において参照されてよく、本開示はポリマー材料の被覆又は層を含むものなど他の医療器具にも同様に適用可能である。

いくつかの実施形態では、連続堆積ナノ繊維（及び／又はマイクロ繊維）は、内皮細胞、赤血球、コラーゲン等などのナノスケール（及び／又はマイクロスケール）の身体構造と相互作用を可能にするように構成されてよい。

医療器具は、２つ又は３つ以上の層又は材料を含んでよい。これらの層は、構築物全体に様々な特性を付与するために、単独で又は組み合せて設計又は構成されてよい。例えば、１つ若しくは２つ以上の層、及び／又は２つ若しくは３つ以上の層を組み合せた特徴により、引張強度、破裂強度、可撓性、フープ強度、半径方向圧縮に対する抵抗等などの構築物全体の構造特性を制御できる。同様に、１つ若しくは２つ以上の層、及び／又は２つ若しくは３つ以上の層を組み合せた特徴により、医療器具の生体適合性を制御してよい。例えば、多孔性、流体透過性、細胞透過性等全てが患者の体内に展開された医療器具に対する生物学的反応に影響を及ぼすことができる。

医療器具及び関連構成要素を含む様々な構造体は、連続堆積繊維を含んでよい。連続堆積繊維は、ポリマー繊維、セラミック繊維、及び／又は他の材料を含んでよい。いくつかの実施形態では、軟質材料又は流体材料がコレクタ又は基体上の細長い繊糸又は繊維に堆積する。これらの繊維が堆積された後、繊維のマット若しくは格子の形状又は構造は、例えば繊維材料を硬化することによって定着させられる。例えば、ポリマー材料をポリマー分散体の形態で繊維として堆積し、次いで加熱して分散体の溶媒成分を除去し、ポリマー繊維の構造を定着させてもよい。同様に、材料が加熱又は溶融状態にある間に、ポリマー材料を繊維として連続堆積してよい。収集した繊維を冷却することにより、繊維のマット又は格子の構造が定着しやすくなり得る。これらのマット又は格子を含む繊維は、一般にマイクロスケール（直径で１ミクロン〜１ミリメートルの繊維）及び／又は一般にナノスケール（直径で１ミクロン未満の繊維）でよい。図１は、例示的な連続堆積繊維マットのＳＥＭ（９５０Ｘ）である。図１のマットの繊維は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の回転紡糸によって堆積した。

連続堆積繊維マット又は格子とは、コレクタ上、基体上、基材上、及び／又は事前に堆積した繊維上に続く繊維から少なくとも部分的に構成された構造体を指す。いくつかの実施形態では、繊維はランダムに配設されてよく、一方で他の実施形態では繊維の配向又は方向が幾分制御される又は一般的な傾向若しくはパターンに従うことができる。繊維配向のいずれかのパターン又は程度にかかわらず、繊維はコレクタ、基体、基材、及び／又は事前に堆積した繊維上に堆積するので、繊維は織られたものではなく、むしろ連続堆積したものである。そのような繊維が構成され、様々な構造体を作成するので、本明細書で使用する場合、用語「マット」及び「格子」はチューブ、球体、シート等を含む任意のそのような構造体をも指すと広く解釈されることを目的としている。さらに、本明細書で使用する場合、用語「膜」は、その膜の少なくとも１つの他の寸法よりもより小さい厚さを有する連続堆積繊維を含む任意の構造体を指す。膜の例としては、連続堆積繊維マット又は格子形成シート、ストリップ、チューブ、球体、被覆、層等が挙げられるが、これらに限定されない。

回転紡糸は、材料が繊維として連続堆積され得る方法の一例である。回転紡糸工程の一実施形態は、オリフィスを用いて紡糸口金の外側円周に構成されたカップ又は紡糸口金中に、ポリマー溶液又は分散体を装填することを含む。次に紡糸口金を回転させ、（例えば、遠心力及び静水力の組み合せを通して）紡糸口金内の流動性材料がオリフィスから放出されるようにする。次に材料は、小さい直径の繊維中に伸長する材料の流れを起こしやすいドラグ力を用いて、オリフィスから伸張する「ジェット」又は「流れ」を形成してよい。続いてこの繊維は収集装置、基体、又は他の繊維上に堆積してよい。一旦収集すると、繊維を乾燥させ、冷却し、焼結し、あるいは処理して、構造を定着させるか、あるいは繊維マットを強化することができる。例えば、分散体からのポリマー繊維回転紡糸を焼結して、溶媒、繊維化剤、又は他の材料を除去する、並びにマットの構造を定着させることができる。一実施形態では、例えば水性ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）分散体は、（繊維化剤として）ポリエチレンオキシド（ＰＥＯ）及び（ＰＥＯの溶媒として）水を混合して、その混合物を回転紡糸した。加熱による焼結で、収集した繊維はＰＴＦＥ構造を定着させ、水を蒸発させ、ＰＥＯを昇華させてよい。回転紡糸の例示的な方法及びシステムは、２０１３年１月１５日に出願された米国特許出願第１３／７４２，０２５号、表題「Ｒｏｔａｔｉｏｎａｌ Ｓｐｕｎ Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｃｏｖｅｒｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉａｎｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅ」に見出すことができ、その全体が参照により本明細書に援用される。

回転紡糸工程及び電界紡糸工程により、異なる特徴を有する連続堆積繊維マットが製造できる。例えば、電界紡糸工程と比較して、回転紡糸は優れた生産量、性能、及び拡大縮小を示すことができる。電界紡糸と比較して、回転紡糸工程はより高い反復性、信頼性、及び品質を示すことができる。換言すれば、電界紡糸繊維マットと比較して、回転紡糸繊維マットはより厳密な許容範囲内で、よりばらつきが少ないことを示すことができる。回転紡糸は、大規模稼働に合わせてより直接的に規模拡大が可能であり得る。一方、大規模での電界紡糸は、高電圧並びにさらなる時間、費用、及び変動性を導入するという他の困難を伴う恐れがあり、回転紡糸はより直接的で単純な規模でよりばらつきの少ない繊維マットを製造する。

電界紡糸は、材料が繊維として連続堆積され得る方法の別の実施形態である。電界紡糸工程の一実施形態は、ポリマー溶液又は分散体をシリンジポンプと結合したシリンジ中に装填することを含む。電界の存在下において、材料はポンプによってシリンジの外に押し出される。シリンジから押された材料は、次いでコレクタ又は基体などの接地した収集装置上に堆積される繊維中に伸長できる。このシステムは、シリンジから押された材料が静電的に帯電することによって、接地した収集装置に引き寄せられるように構成されてよい。回転紡糸を用いた場合と同様に、一旦収集すると、繊維を乾燥させ、冷却し、焼結し、あるいは処理して、構造を定着させるか、あるいは繊維マットを強化することができる。例えば、分散体からのポリマー繊維電界紡糸を焼結して、溶媒、繊維化剤、又は他の材料を除去する、並びにマットの構造を定着させることができる。回転紡糸におけるように、電界紡糸の一実施形態は、ＰＥＯ及び（ＰＥＯの溶媒として）水と混合した水性ＰＴＦＥ分散体を電界紡糸することを含む。加熱による焼結で、収集した繊維はＰＴＦＥ構造を定着させ、水を蒸発させ、ＰＥＯを昇華させてよい。医療装置を電界紡糸する例示的な方法及びシステムは、いずれも２０１４年３月１３日に出願された米国特許出願第１３／８２６，６１８ 号及び第１３／８２７，７９０号、両方の表題「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｃｏｖｅｒｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉａｎｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｅ」、並びに２０１２年１月２７日に出願された米国特許出願第１３／３６０，４４４号、表題「Ｅｌｅｃｔｒｏｓｐｕｎ ＰＴＦＥ Ｃｏａｔｅｄ Ｓｔｅｎｔ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｕｓｅ」に見出すことができ、そのそれぞれの全体が参照により本明細書に援用される。

回転紡糸及び／又は電界紡糸は、連続堆積繊維を含む様々な材料又は構造体を作成するために使用されてよい。そうした材料のミクロ構造又はナノ構造は、多孔性、透過性、材料組成、剛性、繊維配向等と同様に、生体適合性を促進する又は材料と細胞若しくは他の生物学的材料との間の相互作用に影響を及ぼすように制御又は構成されてよい。様々な材料、例えば、ポリマー、セラミックス、金属、溶融加工され得る材料、又は軟質又は液体形態を有する任意の他の材料が、回転紡糸及び電界紡糸などの工程を通して連続堆積されてよい。様々な材料は、その材料が溶液、分散体、溶融又は半溶融形態等にある間に、回転紡糸又は電界紡糸を通して連続堆積されてよい。本開示は、いずれかの基体上又は本明細書で述べたいずれかの形状で繊維として連続堆積される、本明細書で述べたいずれかの材料に適用することができる。したがって、本明細書で所与の特定の材料又は構造体の実施例は、同様に他の材料及び／又は構造体に適用してよい。

本明細書で開示されるように、連続堆積繊維マットを作成するために回転紡糸、電界紡糸、又は他の類似工程を使用してよい。本開示を通して、一般に連続堆積繊維マットの実施例が所与される、又は実施例で（回転紡糸又は電界紡糸などの）連続堆積繊維マットを作成するために使用される工程が明記されてよい。本開示により特定の工程に従って特定のマットが形成されたことを明確に示すかどうかにかかわらず、連続堆積繊維を作成するために、以下のいずれかの開示又は実施例にいずれかの工程を類似的に適用することは本開示の範囲内である。

膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）は、いくつかの実施形態において層状医療器具の構成要素として使用されてもよい。ｅＰＴＦＥは、ＰＴＦＥのシートが加熱され、伸張されると形成され得る。ｅＰＴＦＥのシートは、例えば、押し出し又は他の方法によって形成されてよい。ｅＰＴＦＥを形成するためにＰＴＦＥのシートを加熱、伸張することで、シートのマイクロ構造を変化させ、より多孔性にし、材料のノードをその間に延びる材料の原繊維で形成する。Ｗ．Ｌ．Ｇｏｒｅの米国特許第３，６６４，９１５号にｅＰＴＦＥを形成するためにＰＴＦＥを加熱、伸張する様々な工程が記載されている。いくつかの工程では、ｅＰＴＦＥは短手方向と比較して長手方向に沿ってより大きな範囲で膨張する。このように、いくつかのｅＰＴＦＥマットは膨張軸を有するとして、又はほとんどの膨張が行われた方向が記載されてよい。場合によっては、長手方向における膨張対短手方向における膨張の比率は、１０：１〜２０：１でよい。図２は、ｅＰＴＦＥ膜の例示的なＳＥＭ（９５０Ｘ）である。

いくつかの用途では、ｅＰＴＦＥは初期形成された後、さらに処理されてもよい。そうした処理によりｅＰＴＦＥが密集化して、多孔性が減少し、強度が増加し得る。場合によっては、ｅＰＴＦＥのノード間に延びる原繊維を収縮するためにそうした後処理が使用され、組織及び／又は流体に対して実質的に不透過性である層を作成する。このように、ｅＰＴＦＥ層は、層をわたる細胞又は組織移動に対して不透過性である層を含む、様々な透過性特徴で構成されてよい。さらに、材料において生じた作業処理応力の結果として、そうした後処理により層の強度が増加してよい。

連続堆積繊維及び／又はｅＰＴＦＥを含むマットの特徴は、様々な方法で決定されてよい。例えば、ｅＰＴＦＥのノード間距離又はＩＮＤを使用して、ｅＰＴＦＥの膨張度及び／又は多孔率を特徴付けることができる。ノード間距離は、膜の隣接するノード間の平均距離を指す。

パーセント多孔率は、多孔性部を有する膜を特徴付けるために使用されてよい別の測定値である。この方法を使用して、例えば、ｅＰＴＦＥ及び／又は連続堆積繊維を特徴付けることができる。パーセント多孔率は、膜又はマットにおける閉空間（又は繊維で満たされた空間）に対する開口空間のパーセントを指す。故に、構造体がより開口しているほど、パーセント多孔率の測定値は高くなる。場合によっては、パーセント多孔率は、材料のＳＥＭなどの画像を最初に得ることによって決定されてよい。例えば、画像を次に「二値画像」、又は白黒部分のみを示す画像に変換してもよい。次に二値画像を解析し、各タイプの二値ピクセルの相対数を比較することによってパーセント多孔率が決定されてよい。例えば、画像は白黒画像に変換することができ、黒部分が膜の隙間又は穴を表す一方で、白部分は膜の繊維又は他の構造体を表す。次にパーセント多孔率は、画像における黒のピクセル数を総ピクセル数で割ることによって決定されてよい。場合によっては、コード又はスクリプトを、これらの解析及び計算をするように構成してよい。

いくつかの実施形態では、連続堆積マットのｅＰＴＦＥの「平均孔径」がそのマットの特性に代わる又は追加の測定値として使用されてよい。例えば、連続堆積マットの複雑でランダムなマイクロ構造は、マットの平均孔径を直接測定することへの課題を提示する。平均孔径は、既知の試験技術及び手段を使用して、流体に対するマットの透過性を測定することによって間接的に決定され得る。一旦透過性が決定されると、その測定値が連続堆積マットの「効果的な」孔径を決定するために使用されてよい。本明細書で使用する場合、連続堆積マット及び／又は膨張膜の「孔径」は、透過性測定にＡＳＴＭ基準Ｆ３１６を使用して測定した場合、連続堆積又は膨張繊維の透過性と一致する既知の膜の孔径を指す。この基準は、ＡＳＴＭ発行のＦ３１６「Ｓｔａｎｄａｒｄ Ｔｅｓｔ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｐｏｒｅ Ｓｉｚｅ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ Ｍｅｍｂｒａｎｅ Ｆｉｌｔｅｒｓ ｂｙ Ｂｕｂｂｌｅ Ｐｏｉｎｔ ａｎｄ Ｍｅａｎ Ｆｌｏｗ Ｐｏｒｅ Ｔｅｓｔ」に記載されており、参照により本明細書に援用される。場合によっては、この試験はパーセント多孔率などの他の測定値に基づきマットを構成した後、品質管理として使用され得る。

さらに、ｅＰＴＦＥ又は連続堆積マットの平均孔径及び平均孔面積は、ＳＥＭなどの画像を解析するソフトウェアを使用してプログラムに従って計算してよい。例えば、材料層の様々な特徴を測定するソフトウェアの解析を使用して、ＳＥＭを評価してよい。この例示的な処理の一部として、上記で述べたように、まずＳＥＭ画像を「二値画像」、又は白黒部分のみを示す画像に変換してよい。次に二値画像を解析し、層の繊維又は他の機能を識別し、各タイプの二値ピクセルの相対数及び位置を比較することによって特徴が決定されてよい。例えば、画像は白黒画像に変換することができ、黒部分が連続堆積繊維の隙間又は穴を表す一方で、白部分はマットの繊維を表す。したがって、ソフトウェアは、繊維の存在及び位置、並びに繊維マットの孔又は開口部分を識別する。

繊維幅及び孔径などの特徴は、これらの二値画像を解析することによって決定されてよい。さらに、繊維分岐数、交差部分、バンドル、繊維密度等などの繊維の相対的な特徴は、類似の解析から決定されてよい。場合によっては、コード又はスクリプトを、様々な解析及び計算をするように構成してよい。２０１４年３月１２日に出願された米国特許出願第１４／２０７，３４４号、表題「Ｓｅｒｉａｌｌｙ Ｄｅｐｏｓｉｔｅｄ Ｆｉｂｅｒ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ」は、その全体が参照により本明細書に援用され、構築物層を特徴付けること及び評価する様々な方法が述べられている。

平均孔径を決定することにおいて、例えば上述のように二値画像を作成することによって、繊維を含む領域と開口領域との間を区別することによって画像が評価されてよい。繊維が交差すること又は分岐したことによって繊維マット内に封じられた孔又は部分が、次に識別されてよい。平均孔径を決定するために、多くの孔サンプルが標的画像からランダムに選択されてよい。場合によっては、５０〜３００孔をサンプルに含んでよい。その孔の重心から孔周囲の同角度間隔の複数の直径を調べることによって、特定の孔の直径が計算できる。いくつかの実施形態では、３０のそうした直径が、計算された孔径を決定するために使用された。測定された直径は、次に平均化され、計算された孔の有効直径を決定する。各識別孔の面積は、各孔のピクセル面積に基づき算出されてもよい。サンプル用に識別された各孔は人力でチェックされ、孔の識別を適切に確認する。繊維マットの平均孔直径は、次に識別された孔の計算された有効直径を平均化することによって算出されてよい。また、画像における明ピクセルに対する暗ピクセルの割合によって、材料の総多孔率が決定されてもよい。

図３Ａ〜３Ｃは、例示的な医療器具１００の図面描写である。特に、図３Ａは、医療器具１００の透視切欠図である。図３Ｂは、図３Ａの線３Ｂ−３Ｂから得た医療器具１００の断面図である。図３Ｃは、医療器具１００の層を示す別の断面図である。

図３Ａ〜３Ｃの医療器具１００は、血管ステントグラフトとして構成されてよい。図示した実施形態では、医療器具１００は、骨格構造体１３０周囲に配設された４つの別個の層と共に示されている。図示した実施形態では、医療器具は回転紡糸ＰＴＦＥの第１の層１１０を含む。回転紡糸ＰＴＦＥの第１の層１１０は、医療器具１００の内腔表面を定義する。この内腔の第１の層１１０は、脈管構造内の血流と交流するように設計されてよい。例えば、回転紡糸の第１の層１１０の微孔性構造は、患者の脈管構造内に配設された場合、医療器具１００の内腔表面上で内皮細胞成長に対応する又は可能にするように構成されてよい。選択的に又は付加的に、医療器具１００の内腔表面上にいずれかの連続堆積材料を使用することは、本開示の範囲内である。例えば、回転紡糸ＰＴＦＥ、電界紡糸ＰＴＦＥ、又は他のポリマーがこの層上に使用されてよい。

本開示の範囲内の連続堆積層は、多種多様な特徴を含んでよい。例えば、４０％〜６０％、及び４５％〜５５％を含む３５％〜７５％のパーセント多孔率を有する連続堆積層は、本開示の範囲内である。同様に、０．５ミクロン〜１．７５ミクロン、及び０．７５ミクロン〜１．２５ミクロンを含む０．２５ミクロン〜２．５ミクロンの平均繊維直径を有する連続堆積層は、本開示の範囲内である。本開示の範囲内の連続堆積層の平均孔直径は、２ミクロン〜４ミクロン、及び２ミクロン〜３ミクロンを含む、１ミクロン〜５ミクロンの範囲でよい。最後に、本開示の範囲内の連続堆積層の平均孔面積は、４平方ミクロン〜１０平方ミクロン、及び４平方ミクロン〜８平方ミクロンを含む、３平方ミクロン〜１５平方ミクロンの範囲でよい。本明細書に記載された構築物の一部を形成するいずれかの連続堆積層は、これらの特性のいずれかで構成されてよい。

図示した実施形態では、医療器具１００は、第１の層１１０周囲に放射状に配設された第２の層１２０を含む。第２の層１２０は、回転紡糸材料の第１の層１１０を補強又は別の方法で強化するように構成されてよい。いくつかの実施形態では、この第２の層１２０は、ｅＰＴＦＥを含んでよい。ｅＰＴＦＥ層は、回転紡糸の第１の層１１０を補強できる。例えば、連続堆積繊維のみを利用する装置と比較して、ｅＰＴＦＥ層は、医療器具１００の引張強度、破裂強度、フープ強度、又は他の特性を高める場合がある。

いくつかの実施形態では、ｅＰＴＦＥは、小さいＩＮＤを有する高密度化ｅＰＴＦＥ及び／又はｅＰＴＦＥを含んでよい。ｅＰＴＦＥの第２の層１２０は、高強度層を作成するために低多孔率及び高作業歴で構成されてよい。

本開示の範囲内のｅＰＴＦＥ層は、様々な特性で構成されてよい。例えば、７０ミクロン未満、６０ミクロン未満、５０ミクロン未満、４０ミクロン未満、３０ミクロン未満、２０ミクロン未満、及び１０ミクロン未満を含む、８０ミクロン未満の平均ノード間距離（ＩＮＤ）を有するｅＰＴＦＥ層は、本開示の範囲内である。加えて、本開示の範囲内の例示的なｅＰＴＦＥ層は、１０、９、８、７、６、５、４、３、２、又は１ミクロン未満の平均ＩＮＤを有してよい。

加えて、本開示の範囲内のｅＰＴＦＥ層は、パーセント多孔率５０％超を含むパーセント多孔率４０％〜８０％を有してよい。さらに、そうした層は、１ミクロン〜３ミクロンを含む１ミクロン超の平均孔直径を有してよい。平均孔面積は、２平方ミクロン〜１５平方ミクロンを含む２平方ミクロン超でよい。最後に、ｅＰＴＦＥ層の平均原繊維直径は、０．２ミクロン〜０．６ミクロンを含む、０．２ミクロン超でよい。

１つの例示的なｅＰＴＦＥ層は、１０ミクロンのＩＮＤ、７５％のパーセント多孔率、４．３８ミクロンの平均孔直径、１４．７平方ミクロンの平均孔面積、及び０．３３ミクロンの平均原線維厚を有してよい。第２の例示的なｅＰＴＦＥ層は、１０ミクロンのＩＮＤ、６５％のパーセント多孔率、３．５ミクロンの平均孔直径、１０．６平方ミクロンの平均孔面積、及び０．３５ミクロンの平均原線維厚を有してよい。第３の例示的なｅＰＴＦＥ層は、１０ミクロンのＩＮＤ、５０％のパーセント多孔率、２．７８ミクロンの平均孔直径、７．５平方ミクロンの平均孔面積、及び０．５ミクロンの平均原線維厚を有してよい。

上記３つの例示的な層によるｅＰＴＦＥ層は、本明細書で開示されたいずれかの範囲内のｅＰＴＦＥ層と同様に、本開示の範囲内の多層構築物に使用されてよい。

連続堆積層と比較して、ｅＰＴＦＥ層はより大きい引張強度、クリープ抵抗、又は他の機械的特性を有することができる。例えば、多層構築物は、連続堆積層及びｅＰＴＦＥ層の両方からなってよく、少なくとも１つのｅＰＴＦＥ層は同じ構築物内の少なくとも１つの連続堆積層より５〜１０倍大きい引張強度を有する。

１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥの層が、被覆又は構築物の少なくとも１つの（引張強度、フープ強度、破裂強度、及び／又はクリープ抵抗などの）機械的特性の少なくとも９０％を提供する多層被覆又は構築物は、本開示の範囲内である。場合によっては、そのような構築物は骨格構造体を有しなくてよい。他の実施形態では、特性の比較は、被覆部分によって提供された特性のみを指し、骨格構造体周囲に配設された材料層を意味するが、骨格構造体を含まなくてよい。さらに、この特性の比較は、骨格構造体を含む構築物全体の特性を指してよい。さらに、少なくとも１つの機械的特性の少なくとも８５％、８０％、７５％、７０％、及び６５％がｅＰＴＦＥの１つ又は２つ以上の層によって提供される被覆又は構築物は、本開示の範囲内である。

図示した実施形態では、骨格構造体１３０は、医療器具１００の第２の層１２０周囲に配設される。骨格構造体１３０は、金属ステント、例えばニチノール、ステンレス鋼、又はこれらの合金から構成されるステントを含んでよい。加えて、ポリマーなどの他の材料の骨格は、本開示の範囲内である。いくつかの実施形態では、骨格構造体１３０は、医療器具１００の第３の層であると理解してよい。例えば、（第２の層１２０及び第４の層１４０などの）他のそうした層間に配設されてよい骨格構造体１３０として、医療装置１００の層を表していると理解され得る。さらに、いくつかの実施形態では、骨格構造体はポリマー格子を含む相対的に厳密な格子を含んでよく、それにより医療器具１００の層が形成されやすくなってよい。多層構築物又は多層構成要素に対する本明細書の参照は、骨格構造体を含む医療器具１００全体を参照する、又は骨格構造体１３０とは別とみなされる骨格構造体１３０周囲に配設された（１１０、１２０、１４０、及び１５０などの）材料の層にのみ適用してよい、と理解してよい。

医療器具１００は、不透過性層をさらに含んでよい。例えば、図示した実施形態では、第４の層１４０は細胞成長、流体通過等に対して不透過性であるポリマー層を含んでよい。不透過性層は、医療器具をわたる流体漏れを防止する、及び／又は器具をわたる細胞成長を防止するように構成されてよい。装置にわたる細胞成長の抑制により、体組織が医療器具を通じて成長することを防止し、その内腔を除去することで装置の有効寿命を延ばすことができる。

いくつかの実施形態では、不透過性の第４の層１４０は、構築物に吹き付け、浸漬、又は積層されてよいフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）を含んでよい。本開示の範囲内のＦＥＰ層は、このように構築物に巻き付く又は別の方法で適用されるフィルム又は膜として適用され、同様に吹き付ける又は浸漬することによって適用される流体又は溶液として適用される。

医療器具１００は、不透過性の第４の層１４０周囲に配設された第５の層１５０をさらに含んでよい。この第５の層１５０は、医療器具１００の反管腔側表面を定義してよい。場合によっては、この第５の層１５０は、ｅＰＴＦＥを含み、密集化され、及び／又は比較的小さいＩＮＤ又は孔径を有してよい。この層は、構築物に強度を提供するように構成されてよく、図示された構築物の第２の層１２０と同じ特性を有するｅＰＴＦＥを含む場合も含まない場合もある。

いくつかの実施形態では、第４の層１４０及び第５の層１５０は、複合層として構築されてよい。例えば、第５の層１５０は、ＦＥＰがｅＰＴＦＥを被覆し、ｅＰＴＦＥの孔及び開口部を埋めるようにＦＥＰを用いて吹き付ける又は浸漬してよいｅＰＴＦＥを含む。ｅＰＴＦＥ及びＦＥＰの複合層は、このように第４の層１４０及び第５の層１５０の両方の特性及び機能で構成されてよい。

上述した層（１１０、１２０、１４０、１５０）のいずれかは、１つ又は２つ以上の底層からなってよい。例えば、第１の層１１０が連続堆積繊維からなるとすれば、第１の層１１０は、次いで、連続堆積繊維又は繊維マットの多層底層を含む。ある例示的実施形態では、第１の層１１０はこのように連続堆積繊維を含む第１の底層、及び連続堆積繊維を含んでもよい第２の底層からなってよい。底層は、例えば、製造中異なる時に堆積してよく、かつ／又は別々に焼結されてよい。第１の層１１０は、例えば、底層を互いに結合することを助長するために底層間に配設された他の材料を含んでもよい。任意の数の底層を、単一層内に組み合せてよい。

いくつかの実施例では、医療器具の多層被覆の壁厚は、５０ミクロン〜４５０ミクロン、５０ミクロン〜４００ミクロン、５０ミクロン〜３５０ミクロン、５０ミクロン〜３００ミクロン、５０ミクロン〜２５０ミクロン、５０ミクロン〜２００ミクロン、５０ミクロン〜１５０ミクロン、及び７５ミクロン〜１２５ミクロンを含む、５０ミクロン〜５００ミクロンでよい。

多層構築物内のいずれかの個々の層の壁厚は、５ミクロン〜７５ミクロン、５ミクロン〜６０ミクロン、２５ミクロン〜７５ミクロン、１０ミクロン〜３０ミクロン、及び５ミクロン〜１５ミクロンを含む、５ミクロン〜１００ミクロンでよい。本明細書に記載したいずれかの層は、これらの範囲内のいずれかに含まれ、被覆の総壁厚が上記に示した範囲内に含まれるように多層構築物の各層の厚さが構成されてよい。

例示的な医療器具１００よりも多い又は少ない層を有する多層構築物が、同様に本開示の範囲内である。例えば、２、３、４、５、６、７、又はそれよりも多くの層を有する構築物が、全て本開示の範囲内である。いくつかの実施形態では、単一層を使用して、例示的な医療器具１００における２つ又は３つ以上の層に関連する特徴を提供してもよい。例えば、十分小さなＩＮＤを有するｅＰＴＦＥは、組織内成長及び／又は流体通過に対して実質的に不透過性である。したがって、いくつかの実施形態では、低多孔性ｅＰＴＦＥの単一層は、例示的な医療器具１００の第２の層１２０、第４の層１４０、及び第５の層１５０に関連する特徴を提供してよい。連続堆積繊維の単一内腔層及びｅＰＴＦＥの単一層を含む医療器具は、本開示の範囲内である。

さらに、層の順番は変動してよい。例えば、例示的な医療器具１００に関連して記載された層のいずれかは、ある層が装置の血液含有層として構成されたという点を除いて、いずれかの相対的順序で配設されてよく、（存在するなら）構築物の内腔表面上に配設される。

さらに、本開示の範囲内の医療器具は、様々な方法で製造されてよい。各層が個々に形成され、次に構築物に配設され、又はまず最初に１つ若しくは２つ以上の層が構築物に形成されてよい。

図３Ａ〜３Ｃの医療器具１００に関して、製造方法は、マンドレル又は他の収集表面上にＰＴＦＥ繊維が連続堆積すること及び繊維を焼結することを含んでよい。連続堆積繊維のこの層は、医療器具１００の第１の層１１０を形成してよい。

第２の層１２０は、次に医療器具１００に適用されてよい。この第２の層１２０は、ｅＰＴＦＥを含んでもよく、密集化されてよい。いくつかの実施形態では、ｅＰＴＦＥは第１の層１１０周囲に適用するシートとして得られてよい。

加えて、いくつかの実施形態では、第２の層１２０は、第１の層１１０が焼結される前に第１の層１１０周囲に適用されてよい。第２の層１２０が第１の層１１０周囲に配設された状態で第１の層１１０を焼結することにより、第１の１１０と第２の１２０の層との間の結合を促進できる。同様に、いくつかの実施形態では、第２の層１２０は、第１の層１１０周囲に非焼結ｅＰＴＦＥとして適用されてよく、第１の層１１０は次いで、非焼結連続堆積ＰＴＦＥ繊維を含んでよい。したがって、第１の１１０及び第２の１２０の層は、同時に焼結されてよく、それにより層間の結合を促進できる。連続堆積層及びｅＰＴＦＥ層を含むＰＴＦＥのいずれかの層は、非焼結層として適用されてよい。

いくつかの実施形態では、ｅＰＴＦＥ層の機械的特性は、ｅＰＴＦＥ層全体を含むｅＰＴＦＥ底層の相対的堆積由来のものでよい。各底層は、構築物全体に対して異なる特性を付与してよい。例えば、底層は横方向においてよりもｅＰＴＦＥが膨張した方向において、より強くてよい。各底層の膨張軸が隣接層の膨張軸に対して垂直であるようにそのような底層を適用することは、より均一な長手方向及び半径方向特性を有するｅＰＴＦＥ層を作成してよい。本開示の範囲内の構築物は、第１の層の膨張軸が隣接層の膨張軸に対していずれかの角度で配設されるように配設されたｅＰＴＦＥ底層を含んでよい。さらに、ｅＰＴＦＥ底層の膨張軸がプロテーゼの中心軸、例えば管状プロテーゼの長手方向軸と一致する構築物は、本開示の範囲内である。

いくつかの実施形態では、これは医療器具１００の長さよりも狭いｅＰＴＦＥのストリップを得ることにより行われてよい。ストリップは、医療器具１００の第１の層１１０の周囲にらせん状に巻かれてよい。場合によっては、ストリップは医療器具１００の長手方向軸に対して約４５度で巻かれてよい。ストリップは、第２の層１２０の底層を含んでよい。第２の底層も医療器具１００の長手方向軸に対して約４５度で適用されてもよいが、第２の底層の膨張軸が適用された第１のストリップに対して垂直であるように適用される。底層の組み合せた強度は、このように、底層強度の合計が医療器具１００の長手方向及び半径方向において同様であるように取り決められ得る。底層の相対的な位置のいずれか他の角度は本開示の範囲内であり、相対的な角度は様々な方向において特定の特性及び強度を有する構築物を作成するように構成されてよい。

金属又はポリマーの骨格構造体１３０は、次に医療器具１００の第２の層１２０周囲に適用されてよい。第４の層１４０が、次に適用されてよい。第４の層１４０はＦＥＰを含んでよく、フィルムとして、浸漬、吹き付け、又は別の方法を適用して適用されてよい。最後に、第５の層１５０が第４の層１４０周囲に適用されてよい。第５の層１５０は、第２の層１２０と同様の方法で適用されてもされなくてもよく、第２の層１２０と実質的に同様の特性を有しても有していなくてもよい。

第５の層１５０がｅＰＴＦＥを含むＰＴＦＥを含む実施形態では、第５の層１５０は他の層、例えば第２の層１２０と同時に焼結されてもされなくてもよい。いくつかの実施形態では、第１の１１０及び第２の１２０の層が（別々に又は同時に）まず適用され、焼結され、骨格構造体１３０が次に適用され、続いて第４の層１４０が適用されてよい。いくつかの実施形態では、第４の層１４０はＦＥＰを含んでよく、フィルムとして又は流体若しくは溶液として適用されてよい。第４の層１４０がＦＥＰ及び第５の層がｅＰＴＦＥなどのＰＴＦＥである実施形態では、第５の層１５０は、第４の層１４０周囲に適用された後に焼結されてよい。いくつかのこのような実施形態では、フィルムＦＥＰの第４の層１４０は、第５の層１５０を焼結するために構築物を加熱中に隣接層と結合してよい。また、第１の１１０及び第２の１２０の層は事前に焼結されてよい。

体内に医療器具１００などの医療器具を展開する方法も、本開示の範囲内である。同様に、医療器具をわたる経壁組織成長に抵抗する一方で内皮成長を促進する方法は、本開示の範囲内である。例えば、内皮成長を促進するように構成される血液接触層、及び層を通す組織成長に抵抗するように構成される少なくとも１つの他の層を有する医療器具を展開することは、このような方法に関連するだろう。

図４は、体内腔５０内に展開した医療器具１００の断面概略図である。示されるように、医療器具１００がそのように展開された場合、医療器具１００の反管腔側表面を含んでよい第５の層（図３Ａの１５０）は、体内腔５０の壁に直接接触して配設されてよい。医療器具１００の内腔表面を含んでよい第１の層（図３Ａの１１０）は、体内腔５０を通じて流体流動と直接連通して配設されてよい。医療器具１００の様々な他層の特徴も、体内腔５０と医療器具１００との間の相互作用に影響を及ぼすが、これらの層は体内腔５０の表面と直接接触しない場合もある。例えば、細胞又は流体不透過性層は、組織又は流体が医療器具１００の壁をわたることを防止できるが、このような層は体内腔５０と直接接触して配設してもしなくてもよい。

図５は、ステントグラフト用骨格構造体２００の斜視図である。そのような骨格構造体は、層被覆を含む被覆と結合してよく、ステントグラフトに対する補助及び構造を提供するように構成されてよい。例えば、骨格構造体２００などの骨格構造体は、ステントグラフトの半径方向圧縮に抵抗するように構成されてよい。以下の参照は骨格構造体２００に向けられてよいが、骨格構造体２００に関連する開示が骨格構造体２００から構成されるステントグラフト又は被覆ステントに同様に適用できることは、当業者及び本開示の利益を有する者によって理解されるだろう。

いくつかの実施形態では、骨格構造体２００は、骨格構造体２００の長手方向の長さに沿って半径方向力に対して異なる抵抗を有して構成されてよい。例えば、図示した実施形態では、骨格構造体２００は近位部２０２、中間体部２０４、及び遠位部２０６を含む。骨格構造体２００は、骨格構造体２００の少なくとも１つの他の部分２０２、２０４、２０６と比較して、これらの部分２０２、２０４、２０６の１つ又は２つ以上における半径方向圧縮に対してより大きい抵抗を提供するように構成されてよい。より非外傷性な方法で、骨格構造体２００が身体の健康な部分と相互作用が可能になる、骨格のより軟質部分を提供する一方で、骨格構造体２００の長さに沿った半径方向力に対する異なる抵抗は、（動脈瘤などの治療される部分などの）ある部分における強度を提供するために設計されてよい。このように、骨格構造体の１つ又は２つ以上の部分は、体内腔５０内に開かれた病変組織を保持するように構成されてよい。

骨格構造体２００の半径方向抵抗、及び骨格構造体２００を含むいずれかのステントグラフトは、骨格構造体２００、より開口した又は閉じた設計を含む骨格構造体２００に対する程度など、骨格構造体２００の構築物における変化、及び他の設計パラメータを作成するために使用された材料の結果でよい。本開示の範囲内のいくつかの実施形態では、同様の骨格構造体、ステント、又はステントグラフトの部分に沿った半径方向力は、１０％〜３０％、３０％〜６０％、６０％〜１００％、１００％超、及び２００％超と変動してよい。

いくつかの実施形態では、骨格構造体２００はその近位部２０２及び／又は遠位部２０６と比較して、骨格構造体２００の半径方向圧縮に対する抵抗が骨格構造体２００の中間体部２０４においてよりも大きくなるように構成されてよい。他の実施形態では、中間体部２０４は半径方向圧縮に対してより小さい抵抗を有する、又は換言すれば、その近位部２０２及び／又は遠位部２０６よりも軟質でよい。さらに、いくつかの実施形態では、骨格構造体２００の近位部２０２及び／又は遠位部２０６は、骨格構造体２００の端で組織悪化を減少させるように構成されてよい。場合によっては、骨格構造体２００の１つ又は２つ以上の端部の半径方向圧縮に対する抵抗は、端部狭窄の発生を減少させるように構成されてよい。さらに、骨格構造体２００の１つ又は２つ以上の端部の半径方向圧縮に対する抵抗は、骨格構造体２００と結合したステントグラフトの表面上に内皮細胞成長を促進するように構成されてよい。骨格構造体２００の１つ又は２つ以上の部分に沿った半径方向圧縮に対する抵抗は、骨格構造体２００が展開するために設計された身体血管の適合性と合致するように構成されてよい。

骨格構造体２００は、ステンレス鋼、ニチノール、様々な超弾性又は形状記憶合金等を含む金属を含んでよい。骨格構造体２００は、ポリマーを含んでもよい。さらに、骨格構造体２００は１つ又は２つ以上の生物剤を含んでよく、金属又はポリマー骨格構造体が薬剤又は他の生物剤が組み込まれた実施形態を含む。

骨格構造体２００は、様々な方法で形成されてよい。いくつかの実施形態では、骨格構造体２００はワイヤで形成されてよい。さらに、骨格構造体２００はチューブの材料から形成されてよく、骨格構造体２００がチューブの材料から切り取られる実施形態を含む。骨格構造体２００は、レーザ切断、エッチング処理、及び粉末冶金並びに焼結処理を使用して、金型から、迅速な製造技術を使用して形成されてよい。

骨格構造体２００などの骨格構築物の有無にかかわらずステント又はステントグラフトは、体内腔内に配設された場合、外向半径方向力を呈するように構成されてよい。この力は、内腔を開かれたままにする、再狭窄を防止する、ステント又はステントグラフトの移動を抑制する等のために構成されてよい。しかし、体内腔を高半径方向力に供するステント又はステントグラフトは、好ましくない生物学的反応を引き起こす、及び／又は体内腔に不必要な外傷をもたらす恐れがある。したがって、ステント又はステントグラフトは、依然として治療目標を達成する一方で、治癒及び外傷が許容される範囲内の半径方向力を呈するように構成されてよい。

いくつかのステント又はステントグラフトは、局部力がステント又はステントグラフトの周辺外向半径方向力を超えている場合でも、ステント又はステントグラフトが局部力、例えば先端又は挾持力によって抵抗するように構成されてよい。換言すれば、ステントは、体内腔全体に高半径方向力を呈することなしにステント又はステントグラフトへの（例えば、靭帯又は他の生物学的構造によって呈されるように）比較的高い先端力に抵抗するように構成されてよい。

本開示の範囲内のステント又はステントグラフトは、ステントを完全につぶすために必要である先端力が７．５Ｎ〜１２．５Ｎを含む、５Ｎ〜１５Ｎであるように構成されてよい。上記で開示した先端力範囲内のステント又はステントグラフトは、より低い周辺半径方向外向力を有してよい。例えば、本開示の範囲内のステント又はステントグラフトは、２０％のオーバーサイジングで、０．４Ｎ／ｍｍ〜１Ｎ／ｍｍを含む、０．３Ｎ／ｍｍ〜１．３Ｎ／ｍｍの半径方向外向力を有してよい。このように、ステントを完全につぶすために必要な先端力は、体内腔上のステントによって呈された半径方向外向力よりも著しく大きくてよい。

本開示の範囲内の多層ステント被覆を、本開示によりステントの内腔内の水を加圧することによって試験してよい。水圧を増加させることによって、ステントの破裂強度及び水透過性を決定し得る。本明細書では、水入圧は、試験した管状構造体の外側に第２の水しずくを形成する内部水圧として定義される。装置は、水入圧試験において破裂又は破損することはない。本開示の範囲内の医療装置は、２８ｋＰａ〜５５ｋＰａ（４ｐｓｉ〜８ｐｓｉ）を含む、０ｋＰａ〜６９ｋＰａ（０ｐｓｉ〜１０ｐｓｉ）の水入圧を有してよい。さらに、本開示の範囲内の医療装置は、３４ｋＰａ（５ｐｓｉ）超、６９ｋＰａ（１０ｐｓｉ）超、１３９ｋＰａ（２０ｐｓｉ）超、２０７ｋＰａ（３０ｐｓｉ）超、２７６ｋＰａ（４０ｐｓｉ）超、又は３４５ｋＰａ（５０ｐｓｉ）超の水入圧を有してよい。

本明細書に開示される実施例及び実施形態は、単に例証及び例示であり、決して本開示の範囲を制限するものではないと解釈されるべきである。本明細書で本開示の基本原理から逸脱することなく上記に記載された実施形態の詳細に変更が加えられることは、本開示を使用する当業者にとって明らかである。本発明の範囲は、ここに添付された特許請求の範囲及びその等価物によって定義されることが意図されている。
なお、本発明の実施形態として以下の形態が含まれる。
[実施形態１]
多層血管プロテーゼであって、
前記プロテーゼの内腔表面上に配設された連続堆積繊維層と、
前記連続堆積繊維層と結合したポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）層であって、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積繊維層及び前記ＰＴＦＥ層からなる構築物の引張強度の少なくとも８０％を提供する前記ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）層と、を含む、多層血管プロテーゼ。
[実施形態２]
前記ＰＴＦＥ層が膨張ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）を含む、実施形態１に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３]
前記ｅＰＴＦＥが、前記連続堆積繊維層及び前記ｅＰＴＦＥ層からなる構築物の引張強度の少なくとも９０％を提供する、実施形態２に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、実施形態２又は３に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態５]
前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張強度を有する、実施形態２〜４のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態６]
少なくとも一方向で測定される、前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、実施形態５に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態７]
前記ｅＰＴＦＥ層が１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含む、実施形態２〜６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態８]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層軸に対してある角度で配設された、実施形態７に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態９]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層軸に対して垂直である、実施形態７に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１０]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、実施形態７〜９のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１１]
各ｅＰＴＦＥ底層が６ミクロン以下の平均孔径を有する、実施形態７〜１０のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１２]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、実施形態２〜１１のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１３]
フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織及び細胞不透過性層をさらに含む、実施形態１〜１２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１４]
フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、実施形態１〜１３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１５]
前記ＦＥＰ層が、前記ｅＰＴＦＥ層の孔内に少なくとも部分的に配設された、実施形態１３又は１４に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１６]
前記連続堆積繊維層と前記ＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、実施形態１〜１５のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１７]
前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、実施形態１〜１６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１８]
前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、実施形態１〜１７のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態１９]
多層血管プロテーゼであって、
前記プロテーゼの内腔表面上に配設された連続堆積繊維層と、
前記連続堆積繊維層に結合した膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）層であって、６ミクロン未満の平均孔径を有する前記ｅＰＴＦＥ層と、を含む、多層血管プロテーゼ。
[実施形態２０]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、実施形態１９に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２１]
前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張力を有する、実施形態１９又は２０に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２２]
前記ｅＰＴＦＥ層が、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、実施形態２１に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２３]
前記ｅＰＴＦＥ層が１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含む、実施形態１９〜２２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２４]
前記ｅＰＴＦＥ層の１つ又は底層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の底層をさらに含む、実施形態２３に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２５]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対してある角度で配設されている、実施形態２３又は２４に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２６]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対して垂直である、実施形態２３〜２５のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２７]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、実施形態２３〜２６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２８]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、実施形態１９〜２７のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態２９]
前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、実施形態１９〜２８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３０]
フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織と細胞不透過性層をさらに含む、実施形態１９〜２８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３１]
前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、実施形態１９〜３０のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３２]
前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、実施形態１９〜３１のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３３]
前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、実施形態１９〜３２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３４]
多層血管プロテーゼであって、
前記プロテーゼの内腔表面上に配設された連続堆積繊維層と、
前記連続堆積繊維層に結合した膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）層であって、１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含む前記ｅＰＴＦＥ層と、を含み、
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対してある角度で配設された、多層血管プロテーゼ。
[実施形態３５]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、実施形態３４に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３６]
前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張強度を有する、実施形態３４又は３５に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３７]
前記ｅＰＴＦＥ層が、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、実施形態３６に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３８]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対して垂直である、実施形態３４〜３７のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態３９]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、実施形態３４〜３８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４０]
フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織及び細胞不透過性層をさらに含む、実施形態３４〜３９のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４１]
前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、実施形態３４〜４０のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４２]
前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、実施形態３４〜４１のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４３]
前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、実施形態３４〜４２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４４]
前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、実施形態３４〜４３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４５]
前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、実施形態３４〜４４のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
[実施形態４６]
多層血管プロテーゼを構築する方法であって、
膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）層を、連続堆積層が前記多層血管プロテーゼの内腔表面上に配設されるように６ミクロン以下のノード間距離（ＩＮＤ）で前記連続堆積層と結合することを含む、方法。
[実施形態４７]
フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）を、前記ＦＥＰの少なくとも一部が前記ｅＰＴＦＥ層の孔内に配設されるように前記ｅＰＴＦＥ層に適用することをさらに含む、実施形態４６に記載の方法。
[実施形態４８]
前記ＦＥＰが前記ｅＰＴＦＥ層上に吹き付けられる、実施形態４７に記載の方法。
[実施形態４９]
前記ＦＥＰが前記ｅＰＴＦＥ層上に巻き付けられる、実施形態４７に記載の方法。
[実施形態５０]
前記ＦＥＰ及びｅＰＴＦＥ層が組織及び細胞不透過性の境界を含む、実施形態４７〜４９のいずれか一項に記載の方法。
[実施形態５１]
前記ｅＰＴＦＥ層が、ｅＰＴＦＥの第１の底層をｅＰＴＦＥの第２の底層と結合させることによって構築され、前記第２の底層の膨張軸が、前記第１の底層の膨張軸に対してある角度で配設された、実施形態４６〜５０のいずれか一項に記載の方法。
[実施形態５２]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対して垂直である、実施形態５１に記載の方法。
[実施形態５３]
前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、実施形態５１又は５２に記載の方法。
[実施形態５４]
連続堆積層がポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）繊維を含む、実施形態４６〜５３のいずれか一項に記載の方法。
[実施形態５５]
前記ｅＰＴＦＥ層及び前記連続堆積層のうちの少なくとも一方が、前記多層血管プロテーゼ上に最初に配設された際に非焼結である、実施形態４６〜５４のいずれか一項に記載の方法。
[実施形態５６]
前記層が互いに接触している状態で、前記ｅＰＴＦＥ層及び前記連続堆積層を同時に焼結することをさらに含む、実施形態５５に記載の方法。
[実施形態５７]
前記連続堆積層を回転紡糸することをさらに含む、実施形態４６〜５６のいずれか一項に記載の方法。

Claims (39)

1. 多層血管プロテーゼであって、
   連続堆積繊維層を含む内腔表面と、
   前記連続堆積繊維層と結合したポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）層であって、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積繊維層及び前記ＰＴＦＥ層からなる構築物の引張強度の少なくとも８０％を提供する前記ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）層と、を含み、
   前記ＰＴＦＥ層が膨張ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）層を含み、
   前記ｅＰＴＦＥ層が１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含み、かつ、
   前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層軸に対してある角度で配設された、多層血管プロテーゼ。
2. 前記ｅＰＴＦＥが、前記連続堆積繊維層及び前記ｅＰＴＦＥ層からなる構築物の引張強度の少なくとも９０％を提供する、請求項１に記載の多層血管プロテーゼ。
3. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、請求項１又は２に記載の多層血管プロテーゼ。
4. 前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張強度を有する、請求項１〜３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
5. 少なくとも一方向で測定される、前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、請求項４に記載の多層血管プロテーゼ。
6. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層軸に対して垂直である、請求項１〜５のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
7. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、請求項１〜６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
8. 各ｅＰＴＦＥ底層が６ミクロン以下の平均孔径を有する、請求項１〜７のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
9. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、請求項１〜８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
10. フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織及び細胞不透過性層をさらに含む、請求項１〜９のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
11. フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
12. 前記ＦＥＰ層が、前記ｅＰＴＦＥ層の孔内に少なくとも部分的に配設された、請求項１０又は１１に記載の多層血管プロテーゼ。
13. 前記連続堆積繊維層と前記ＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、請求項１〜１２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
14. 前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、請求項１〜１３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
15. 前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
16. 多層血管プロテーゼであって、
    連続堆積繊維層を含む内腔表面と、
    前記連続堆積繊維層に結合した膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）層であって、６ミクロン未満の平均孔径を有する前記ｅＰＴＦＥ層と、を含み、
    前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張力を有しており、
    前記ｅＰＴＦＥ層が１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含み、かつ、
    前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対してある角度で配設されている、多層血管プロテーゼ。
17. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、請求項１６に記載の多層血管プロテーゼ。
18. 前記ｅＰＴＦＥ層が、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、請求項１６又は１７に記載の多層血管プロテーゼ。
19. 前記ｅＰＴＦＥ層の１つ又は底層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の底層をさらに含む、請求項１６〜１８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
20. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対して垂直である、請求項１６〜１９のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
21. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、請求項１６〜２０のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
22. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、請求項１６〜２１のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
23. 前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、請求項１６〜２２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
24. フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織と細胞不透過性層をさらに含む、請求項１６〜２３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
25. 前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、請求項１６〜２４のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
26. 前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、請求項１６〜２５のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
27. 前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、請求項１６〜２６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
28. 多層血管プロテーゼであって、
    連続堆積繊維層を含む内腔表面と、
    前記連続堆積繊維層に結合した膨張ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）層であって、１つ又は２つ以上のｅＰＴＦＥ底層を含む前記ｅＰＴＦＥ層と、を含み、
    前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対してある角度で配設され、
    前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張力を有する、多層血管プロテーゼ。
29. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記プロテーゼの反管腔側表面上に配設された、請求項２８に記載の多層血管プロテーゼ。
30. 前記ｅＰＴＦＥ層が、前記連続堆積繊維層に沿った少なくとも一方向で前記連続堆積繊維層よりも大きい引張強度を有する、請求項２８又は２９に記載の多層血管プロテーゼ。
31. 前記ｅＰＴＦＥ層が、少なくとも一方向で測定される、前記連続堆積層よりも少なくとも５倍大きい引張強度を有する、請求項３０に記載の多層血管プロテーゼ。
32. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、少なくとも１つの隣接するｅＰＴＦＥ底層の長手方向膨張軸に対して垂直である、請求項２８〜３１のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
33. 前記ｅＰＴＦＥ底層の少なくとも１つの長手方向膨張軸が、前記血管プロテーゼの中心軸と一致する、請求項２８〜３２のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
34. フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の組織及び細胞不透過性層をさらに含む、請求項２８〜３３のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
35. 前記ｅＰＴＦＥ層が前記層をわたる赤血球移動に対して不透過性である、請求項２８〜３４のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
36. 前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたフッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の流体不透過性層をさらに含む、請求項２８〜３５のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
37. 前記連続堆積繊維層と前記ｅＰＴＦＥ層との間に配設されたステント骨格をさらに含む、請求項２８〜３６のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
38. 前記プロテーゼが、２０％のオーバーサイジングで、２Ｎ／ｍｍ未満の半径方向外向力を呈するか、又は前記多層血管プロテーゼを完全につぶすために必要である先端力が、５Ｎ超である、請求項２８〜３７のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。
39. 前記連続堆積繊維層が回転紡糸繊維を含む、請求項２８〜３８のいずれか一項に記載の多層血管プロテーゼ。