被旋轉紡絲材料覆蓋的醫療器械和製造方法

2023-09-10 06:51:35 2

被旋轉紡絲材料覆蓋的醫療器械和製造方法
【專利摘要】本發明提供了一種醫療器械或假體，其可包括旋轉紡絲納米纖維的一個或多個層，所述旋轉紡絲納米纖維包含旋轉紡絲聚合物。所述旋轉紡絲材料可包括層，包括聚四氟乙烯(PTFE)的層。具有一定孔隙度的旋轉紡絲納米纖維墊可允許組織向內長入或附著於所述假體。另外，一個或多個套箍可被構造為允許組織向內生長以錨定所述假體。
【專利說明】被旋轉紡絲材料覆蓋的醫療器械和製造方法

【技術領域】
[0001] 本發明整體涉及醫療器材。更具體地講，本發明涉及醫療器械或其他假體，特別是 由旋轉紡絲材料製成、構造、覆蓋或塗覆的那些，所述旋轉紡絲材料包括聚合物，例如聚四 氟乙烯（PTFE)。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0002] 本專利或申請文件包括至少一幅用彩色繪製的附圖。帶彩色附圖的本專利或專利 申請公布的副本將根據請求並支付必要費用後由專利局提供。
[0003] 根據以下說明和所附權利要求書並結合附圖，本文所公開的實施例將變得更加顯 而易見。這些附圖僅示出典型的實施例，所述實施例將通過使用附圖進行更具體和詳細的 描述，其中：
[0004] 圖1A為旋轉紡絲裝置的透視圖。
[0005] 圖1B為圖1A的旋轉紡絲裝置的俯視圖。
[0006] 圖2A為旋轉紡絲裝置的另一個實施例的透視圖。
[0007] 圖2B為圖2A的旋轉紡絲裝置的俯視圖。
[0008] 圖3A為被覆蓋支架的透視圖。
[0009] 圖3B為沿著線3B-3B截取的圖3A的被覆蓋支架的剖視圖。
[0010] 圖4A為芯軸上的旋轉紡絲覆蓋物的透視圖。
[0011] 圖4B為從芯軸上部分移除的圖4A覆蓋物的透視圖。
[0012] 圖4C為重新裝回到芯軸上的圖4A覆蓋物的透視圖。
[0013] 圖4D為卷繞在圖4C的覆蓋物和芯軸周圍的骨架結構的透視圖。
[0014] 圖4E為具有第二旋轉紡絲覆蓋物的圖4D的骨架結構的透視圖。
[0015] 圖5為包括套箍的被覆蓋支架的透視圖。
[0016] 圖6為醫療器械構架結構的前視圖。
[0017] 圖7A為圖6構架的一部分的詳細視圖。
[0018] 圖7B為圖6構架的一個端部的詳細視圖。
[0019] 圖7C為圖6構架的一部分的替代構型。
[0020] 圖8為具有擴口端的構架的端視圖。
[0021] 圖9為具有擴口端的構架的前視圖。
[0022] 圖10為正在成形而形成構架的金屬絲的前視圖。
[0023] 圖11A為旋轉紡絲材料的掃描電子顯微圖（170倍的SEM)，該材料由PTFE分散體 與聚環氧乙烷（ΡΕ0)和水混合而形成。
[0024] 圖11B為圖11A的材料的SEM (950倍）。
[0025] 圖12A為旋轉紡絲材料的SEM(170倍），該材料具有收集在片材上的中等纖維直 徑。
[0026] 圖12B為圖12A的材料的SEM(950倍）。
[0027] 圖13A為旋轉紡絲材料的SEM(170倍），該材料具有收集在旋轉芯軸上的中等纖維 直徑。
[0028] 圖13B為圖13A的材料的SEM(950倍）。
[0029] 圖14A為旋轉紡絲材料的SEM(170倍），該材料具有收集在旋轉芯軸上的較大纖 維。
[0030] 圖14B為圖14A的材料的SEM(950倍）。
[0031] 圖15為旋轉紡絲材料的SEM(950倍），該材料具有收集在片材上的較大纖維。
[0032] 圖16A為旋轉紡絲材料的SEM(170倍），該材料具有收集在片材上的中等纖維。
[0033] 圖16B為圖16A的材料的SEM(950倍）。
[0034] 圖17A為旋轉紡絲材料的SEM(170倍），該材料具有收集在片材上的較小纖維。
[0035] 圖17B為圖17A的材料的SEM(950倍）。
[0036] 圖18A為收集在水平安裝芯軸上的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0037] 圖18B為圖18A的材料的SEM(950倍）。
[0038] 圖19為多層旋轉紡絲材料的示例性構造物的剖視圖（370倍）。
[0039] 圖20為包含旋轉紡絲PTFE材料和FEP層的構造物的SEM(950倍）。
[0040] 圖21A為在4500RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0041] 圖21B為在5000RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0042] 圖21C為在5500RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0043] 圖21D為在6000RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0044] 圖21E為在7000RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0045] 圖22A為由0· 08g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0046] 圖22B為由0· 09g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0047] 圖22C為由0· 10g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0048] 圖22D為由0. llg/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM(170倍）。
[0049] 圖23A為其中設置有支架的兩個體腔的剖視圖。
[0050] 圖23B為包括錐形段的支架的一部分的側視圖。
[0051] 圖23C為包括錐形段的支架的另一個實施例的側視圖。
[0052] 圖24為外植材料樣品的一部分的免疫組織化學光學顯微鏡彩色圖像以及相同圖 像的數字標誌物副本。
[0053] 圖25為一個外植材料樣品的一部分的三色染色組織學光學顯微鏡圖像的彩色圖 像。
[0054] 圖26為具有多個層的外植材料樣品的一部分的三色染色組織學光學顯微鏡圖像 的彩色圖像。

【具體實施方式】
[0055] 醫療器械可安置在各種體腔中以用於多種目的。支架可安置在（例如）中央靜脈 系統中以用於多種治療目的，包括治療該系統內腔中的阻塞。本發明可適用於設計用於中 央靜脈（"CV"）系統的支架或其他醫療器械、外周血管（"PV"）支架、腹主動脈瘤（"AAA"） 支架、支氣管支架、食管支架、膽管支架、冠狀動脈支架、胃腸支架、神經支架、胸主動脈內移 植物或任何其他支架或支架移植物。另外，本發明可同樣適用於其他假體，例如移植物。由 本文所述材料構成的任何醫療器械均可被構造用於或植入於身體的各種區域內，包括血 管、顱、胸、肺、食管、腹部或眼科應用。本發明範圍內的醫療器械的例子包括但不限於支架、 人造血管、支架移植物、心血管補片、修復組織補片、疝補片、一般外科補片、心臟瓣膜、縫合 線、牙齒修復組織、醫療器材覆蓋物和塗層、胃腸器材、血液過濾器、人造器官、眼植入體和 肺器材（包括肺支架）。為方便起見，下文包括的具體本例中的多個均引用支架。儘管下文 的例子或公開內容中引用了特定醫療器械中的任何一者，但本發明和例子可類似地適用於 任何假體或其他醫療器械。
[0056] 如本文所用，術語支架是指被構造為用於身體結構內（例如體腔內）的醫療器械。 支架可包括支架或支撐結構，例如構架和/或覆蓋物。因此，如本文所用，"支架"是指被覆 蓋的骨架結構和未被覆蓋的骨架結構這兩者。
[0057] 不難理解，如本文大致所述和附圖中所示的實施例的組件可被布置和設計成多種 多樣的不同構型。因此，下面對於各種實施例的更詳細描述，如附圖所示，並非意圖限制本 發明的範圍，而僅僅代表各種實施例。雖然附圖中示出了實施例的各個方面，但除非特別說 明，否則附圖未必按比例繪製。
[0058] 短語"連接於"、"聯結於"和"與…連通"是指兩個或更多個實體之間的任何形式 的相互作用，包括機械、電、磁、電磁、流體和熱相互作用。儘管兩個組件彼此無直接接觸，但 其可聯結於彼此。例如，兩個組件可通過中間組件聯結於彼此。
[0059] 方向術語"近側"和"遠側"在本文中用來指支架或另一個醫療器械上的相對位置。 用品的近端定義為當用品設置在醫生所使用的部署裝置內時最接近醫生的端部。遠端為沿 著用品的縱向與近端相對的端部，或距醫生最遠的端部。應當理解，如本領域所用，用品一 經安置，這些術語就可具有不同含義（即，根據應用，"近側"端部可指最接近患者頭部或心 髒的端部）。為了一致，如本文所用，在安置前標示為"近側"和"遠側"的端部均保持同一， 無論用品是否已被安置。支架的縱向為沿著大致管狀支架軸線的方向。在支架或另一個用 品由聯結於膜或片狀組件的一個或多個層（例如聚合物層）的金屬線結構構成的實施例 中，金屬結構稱之為"骨架"或"構架"，並且聚合物層稱之為"覆蓋物"或"塗層"。術語"覆 蓋物"或"塗層"可指聚合物的單層、相同聚合物的多層或包含組合使用的不同聚合物的層。 此外，如本文所用，術語"覆蓋物"和"塗層"僅指聯結於骨架的一部分的一個或多個層；兩 個術語都不需要整個骨架被"覆蓋"或"塗覆"。換句話講，其中骨架的一部分被覆蓋而一部 分保持裸露的醫療器械在本發明範圍內。最終，關於覆蓋物或塗層敘述的任何發明均可類 似地應用於包括一個或多個"覆蓋物"層的醫療器材，所述覆蓋層不具有任何相聯的構架或 其他結構。例如，無論包含本文所述的材料中的任何一者作為"塗層"或"覆蓋物"的疝補 片是否還包括構架或其他結構，該補片均在本發明範圍內。
[0060] 醫療器材覆蓋物可包括多層構造物，其由可連續施用的兩個或更多個層構成。另 夕卜，多層構造物可包括非均質的多層，這表示相鄰的層具有不同性質。因此，如本文所用，多 層構造物的各個層可包括截然不同的層，這或是由於層的不同塗覆方式或是由於層之間的 不同性質所造成。
[0061] 另外，如本文所用，"組織向內生長"或"細胞滲透"是指生物的或身體的材料向醫 療器械組件內的任何進入或侵入。例如，醫療器械的層或組件的開口或孔內身體組織（如， 膠原、細胞等等）的存在包括組織向內長入該組件。另外，如本文所用，組織"附著"到醫療 器械的組件是指組織對用品的任何結合或附著，包括間接結合。例如，某種組織（如膠原） 可附著於支架覆蓋物（包括藉助於組織向內生長的附著）並且另一層生物材料（例如內皮 細胞）可繼而附著於第一組織。在此類情況下，第二生物材料（本例中的內皮細胞）和組 織（本例中的膠原）"附著"到支架覆蓋物。
[0062] 此外，通過本發明，某些纖維材料（例如旋轉紡絲材料）可涉及抑制或促進某些生 物學反應。這些相關術語旨在指示相對於非纖維材料或塗層定位纖維材料的特性。非纖維 塗層的例子包括非纖維PTFE片材、其他類似形成的聚合物等等。纖維塗層的例子包括旋轉 紡絲PTFE、靜電紡絲PTFE、膨體PTFE和其他類似形成的聚合物或材料。紡絲纖維塗層的例 子包括旋轉紡絲PTFE、靜電紡絲PTFE和其他類似形成的聚合物和材料，並且膨體PTFE被排 除在外。
[0063] 循環系統內的內腔一般襯有單獨一層（單層）內皮細胞。這層內皮細胞襯裡構成 內皮。內皮充當流過循環系統的內腔的血液與腔的內壁之間的界面。除了其他功能之外， 內皮還可降低或阻止內腔中的血液湍流。內皮在血管生物學的多個方面發揮作用，包括動 脈粥樣硬化、在內腔周圍產生選擇性屏障、血凝、炎症、血管新生、血管收縮和血管舒張。 [0064] 包括多孔或半多孔材料的覆蓋物的治療性醫療器械可允許在醫療器材的血液接 觸側的多孔表面上形成內皮層。表面上內皮層的形成或者說內皮化可增加被植入器材的生 物相容性。例如，允許在支架的內徑（血液接觸表面）上形成內皮的支架還可促進治療區 域的癒合和/或具有較長期的活力。例如，具有內皮細胞層的支架可以與周圍體腔更協調 一致，從而導致血液湍流較少或血栓風險降低，或形成血凝塊。允許在支架的內表面上形成 內皮層的支架可因此特別具有生物相容性，導致施用點處較少創傷、較少副作用和/或較 長期的器材活力。包括多孔或半多孔材料的覆蓋物的醫療器械可被構造為抑制或降低身體 對於（例如）醫療器械的組織接觸側的炎性反應。機制（例如身體對於醫療器械的炎性反 應）可刺激、加重或激勵負面結果，例如新生內膜增生。例如，被構造為允許組織向內生長 和/或內皮細胞生長或附著於器材的血液接觸側上的器材可降低反向流動特性和血凝的 可能性。類似地，如此構造成的器材可減輕身體對於（例如）器材的組織或非血液接觸側 上的材料的炎性反應。通過調節引起的炎性反應，可降低負面結果，例如生物活性炎性巨噬 細胞和異物巨細胞的存在。這可有助於使反應的化學鏈最小化，其可促進圍繞器材的纖維 囊形成和刺激內膜增生的事件。
[0065] 旋轉紡絲材料，例如本文所述的那些材料，可用來構成醫療器械的一些部分，例如 支架、補片、移植物等等。儘管下文包括任何特定實例，本發明也適用於任何植入式醫療器 械。換句話講，儘管可在本發明和以下實例中引用特定醫療器械（例如支架或補片），但本 發明也類似地適用於其他醫療器械，例如包括聚合物材料的覆蓋物或層的那些醫療器械。 [0066] 在一些實施例中，旋轉紡絲納米纖維（和/或微纖維）可被構造為允許與納米尺 度（和/或微尺度）身體結構（例如內皮細胞）相互作用。旋轉紡絲通常是指涉及從一個 或多個小孔排出流動性材料的工藝，所述材料形成隨後沉積於收集器上的纖維。流動性材 料的例子包括分散體、溶液、懸浮液、液體、熔融或半熔融材料以及其他流體或半流體材料。 在一些實施例中，在不存在電場的情況下完成旋轉紡絲工序。
[0067] 例如，旋轉紡絲工藝的一個實施例包括將聚合物溶液或分散體加載到杯或噴絲 頭內，所述噴絲頭被構造為在噴絲頭的外周面上具有小孔。隨後旋轉噴絲頭，導致（例如 通過離心力和流體靜力的共同作用）流動性材料從小孔排出。材料隨後可形成從小孔延 伸的"射流"或"料流"，其中曳力趨於使料流拉伸成小直徑纖維。纖維隨後可沉積於收集 裝置上。用於旋轉紡絲的示例性方法和系統可見於標題為"Methods and Apparatuses for Making Superfine Fibers"（用於製備超細纖維的方法和裝置）的美國專利公布 No. US2009/0280325,該專利全文以引用方式併入本文。
[0068] 旋轉紡絲可用來制墊、管或其他由細長纖維構成的結構，所述細長纖維包括納米 纖維（即，直徑小於一微米的纖維）或微纖維（即，直徑介於一微米和一毫米之間的纖維）。 在一些情況下，纖維可無規設置，而在其他實施例中，纖維的對齊或取向可以一定程度地受 控或符合一般趨勢或模式。無論纖維對準為何種模式或程度，當纖維沉積在收集器上或先 前沉積的纖維上時，纖維未織造，而是連續沉積在收集器或其他纖維上。因為旋轉紡絲可用 來形成多種結構，如本文所用，術語"墊"或"非織造墊或材料"旨在廣義地理解為是指任何 此類旋轉紡絲結構，包括管、球體等等。
[0069] 本發明涉及醫療器械，其在某些實施例中可具有被覆蓋有至少一層旋轉紡絲材料 (例如旋轉紡絲聚四氟乙烯（PTFE))的金屬骨架。另外，本發明涉及由旋轉紡絲材料形成的 醫療器械，其可不具有骨架結構或具有不是由金屬製成的骨架結構。應當理解，儘管下文描 述了特定結構和覆蓋物，但在不脫離本發明範圍的前提下，下文所述的骨架或覆蓋物的任 何特徵均可與所公開的任何其他特徵結合。
[0070] 圖1A、1B、2A和2B示意性地示出旋轉紡絲裝置的某些實施例。圖3A和3B示出被 覆蓋的醫療器械的實施例。圖4A-4E示出製造旋轉紡絲材料的多層構造物的工藝中的某些 步驟。圖5示出在支架的兩端均包括套箍的醫療器械的實施例。圖6-10示出被構造為結 合醫療器械使用的構架的各個方面。最終，圖11A-19為示例性旋轉紡絲材料的掃描電子顯 微圖（SEM)。同樣，無論任何具體附圖中示出的醫療器械是否示為具有特定覆蓋物或塗層， 或根本不具有任何覆蓋物或塗層，醫療器械的任何實施例均可被構造為具有本文所示或所 述的覆蓋物或塗層的組合中的任何一者。
[0071] 圖1A示出旋轉紡絲裝置101。該圖以及下文所述的圖1B、2A和2B旨在示意性地 示出旋轉紡絲裝置的操作，並非意圖將旋轉紡絲裝置組件的特定結構、形狀或布置限制在 本發明範圍內。圖示裝置101包括設置在大致圓形的收集器115的中心附近的噴絲頭110。 在圖示實施例中，收集器115形成圍繞噴絲頭110的環。噴絲頭110還包括圍繞噴絲頭110 的環周面設置的小孔117以及貯存器118。
[0072] 裝置101可用於產生沉積於收集器115上的旋轉紡絲纖維的墊。在一些實施例中， 收集器115可被構造為使得可形成旋轉紡絲纖維的杆、管或球體之類的結構。
[0073] 在一些實施例中，裝置101可用於通過首先用流動性材料填充貯存器118來產生 旋轉紡絲纖維的墊。在一些情況下，可使用聚合物分散體，包括水分散體或聚合物溶液。然 後可轉動噴絲頭110,使得分散體或其他流動性材料受力從小孔117擠出，如圖1A中的箭 頭所示。分子（包括聚合物鏈）在材料被迫使穿過小孔時可趨於解開纏結和/或對齊。另 夕卜，在一些實施例中，小孔117包括從噴絲頭110的外周面伸出的針或噴嘴。另外，在一些 實施例中，小孔117可包括被構造為具有快速接頭（例如魯爾接頭）的套管，便於各種套管 尺寸的快速變換。
[0074] 在分散體從貯存器118中排出時，作用於材料的噴流或射流上的曳力或其他氣動 力可導致分散體的噴流伸長並且彎曲，從而形成相對小直徑材料纖維。在一些情況下，曳力 可為相對於料流的剪切力。另外，在將材料拽入纖維內時分散體的某些組分（例如分散介 質或溶劑）可部分或完全蒸發。在利用不具有任何溶劑的流動性材料（例如熔融材料）的 實施例中，在將材料拽入纖維內時可不存在任何蒸發。
[0075] 纖維最終接觸並且沉積於收集器115上。以上描述的諸力之組合可在沉積纖維時 相互作用，從而使纖維以無規模式排布在收集器115上。在一些實施例中，可引入氣流（例 如通過使用風扇）以部分控制纖維在收集器115上的沉積。
[0076] 在利用某些流動性材料的實施例中，纖維隨後可從收集器115中移除然後燒結， 或者先燒結再移除。例如，燒結可適用於PTFE纖維，包括由分散體紡制的PTFE纖維。燒結 過程可使墊的結構定形或粘合併且移除任何剩餘水或其他分散介質或溶劑。
[0077] 在一些實施例中，墊可在第一溫度下處理以去除溶劑並且在第二溫度下處理以燒 結墊。例如，由水分散體紡制的PTFE墊可首先在低於PTFE的燒結溫度的溫度下處理以去 除任何剩餘水。例如，墊可加熱至約200°C以去除墊中的任何剩餘水。另外，在這一階段可 蒸發或以其他方式驅除其他材料，例如溶劑或成纖劑。在一些實施例中，如下文進一步詳 述，可在旋轉紡絲而成墊之前將PTFE分散體與聚環氧乙烷（ΡΕ0)混合。另外如下文例子所 述，可在一些實施例中使用約0. 04g/ml至約0. 12g/ml (包括約0. 06g/ml至約0. 08g/ml) 的ΡΕ0相對於60重量％ PTFE分散體的濃度。在一些情況下，非常高或非常低的ΡΕ0濃度 可導致燒結過程中的收縮或材料旋轉紡絲過程中的濺射。
[0078] 在例如200°C的溫度下對紡制的墊進行處理可壓出剩餘的ΡΕ0以及水。在一些實 施例中，隨後可在約385°C下對PTFE墊進行燒結。在其他實施例中，可在約360°C至約400°C 的溫度下和/或超過PTFE的結晶熔點（約342°C )的溫度下完成PTFE燒結。在其他情況 下，墊可以僅加熱至燒結溫度，從而在燒結PTFE的同時去除剩餘的水和/或ΡΕ0。除此之外 或作為另外一種選擇，在一些實施例中，可通過對墊進行衝洗來去除溶劑或其他材料。
[0079] 即使對材料進行燒結的溫度不足以引起聚合物鏈的交聯，燒結也可使墊的結構定 形。PTFE燒結可產生緻密的無空隙PTFE纖維。
[0080] 圖1B為圖1A的旋轉紡絲裝置101的俯視圖，示出了噴絲頭110、收集器115和貯 存器118。在圖1B的圖示說明中，與曳力相互作用的材料噴流的可能的圓弧路徑用箭頭和 虛線示出。這些線為示例性的，並非旨在示出纖維的精確路徑。在多個實施例中，纖維在接 觸收集器115之前可能完整地環繞噴絲頭110,包括纖維路徑在接觸收集器115之前環繞噴 絲頭110不止一次的實施例。
[0081] 噴絲頭110和收集器115之間的距離可能影響纖維的直徑。在一些實施例中，纖 維在接觸收集器115之前被拉出越長，所得纖維直徑就越小。類似地，較小距離可用來產生 較大直徑的纖維。
[0082] 諸如以上描述的示例性工藝之類的一些工藝可用於產生由小直徑纖維（包括納 米纖維）構成的結構。纖維墊隨後可結合到被構造成適於植入人體內的醫療器械中。一些 此類結構，包括納米纖維結構，可被構造為允許墊上的組織向內生長和/或內皮生長或附 著。例如，墊可被構造為在纖維或類似結構內具有開口，所述纖維或類似結構被構造為允許 與組織和/或細胞相互作用。如下文進一步詳述，纖維墊的百分孔隙率、墊的厚度以及構成 墊的纖維的直徑可各自用來產生具有所需性質的纖維墊，包括有助於允許或抵抗組織向內 生長和/或內皮生長或附著的墊。
[0083] 可控制多個變量來影響旋轉紡絲墊的性質。這些變量中的一些包括：噴絲頭的 旋轉速度；溶液、分散體或其他流動性材料的粘度；噴絲頭的溫度；引入的氣流；墊的厚度； 以及其他。就由熔融材料紡制的纖維而言，的熔體流動指數（MFI)也可能影響紡絲墊的性 質。在一些實施例中，MFI為約lg/10min材料至約5000g/10min(包括約200g/10min至約 1500g/10min和約10g/10min至約30g/10min)的材料在紡制時易於形成纖維。
[0084] 在其他實施例中，旋轉紡絲墊可被構造為抵抗組織向內長入或穿過墊。在此類實 施例中，墊可被構造為具有非常小的孔，或實質上根本不具有任何孔，由此阻止組織向內長 入或穿過墊。某些醫療器械可部分由被構造為允許組織向內生長和/或內皮生長或附著的 旋轉紡絲材料構成並且部分由被構造為抵抗組織向內生長和/或附著的旋轉紡絲材料構 成。旋轉紡絲纖維墊的特性，例如孔隙度和平均孔徑，可在旋轉紡絲工藝過程中進行控制以 產生允許組織向內生長和/或內皮生長或附著的某些墊以及抵抗組織向內生長和/或附著 或對於組織向內生長和/或附著密閉的其他墊。
[0085] 在一些實施例中，PTFE分散體可用於對墊或由PTFE納米纖維構成的另一種結構 進行旋轉紡絲。此外，在一些示例性實施例中，可在對材料進行旋轉紡絲之前將PE0添加至 PTFE分散體。可添加 PE0作為成纖劑，以有助於分散體內或對材料進行旋轉紡絲的工藝過 程中PTFE纖維的形成。在一些情況下，如果PE0首先與水混合，則PE0可更易於溶解於PTFE 分散體中。在一些例子中，這種增大的溶解度可將PE0溶解於PTFE分散體中所需的時間從 長達多日減少到低至30分鐘。在將材料旋轉紡絲到收集器上之後，材料隨後可被燒結，如 下文進一步所述。在一些情況下，燒結過程將趨於使PTFE的結構定形或硬化。此外，如上 所述，燒結還可消除水和ΡΕ0,從而得到基本上純PTFE的墊。另外，同樣如上所述，可首先在 低於PTFE的燒結溫度的溫度下對墊進行加熱處理，以便從墊中移除水和/或ΡΕ0。在一些 實施例中，可在約200°C下完成該步驟。
[0086] 可控制水、ΡΕ0和PTFE的量以優化粘度、PE0/PTFE比率或混合物的其他性質。在 一些情況下，在與PTFE分散體混合之前向ΡΕ0中添加水可有助於減少混合物中固體塊的數 量、減少混合物的製備時間並且減少合併的混合物溶解所需的時間。
[0087] 可對多種材料進行旋轉紡絲以形成用於醫療器械中的結構。可被旋轉紡絲用於植 入式用品中的示例性材料包括PTFE、氟化乙烯丙烯（FEP)、滌綸或聚對苯二甲酸乙二醇酯 (PET)、聚氨酯、聚碳酸酯型聚氨酯、聚丙烯、Pebax、聚乙烯、生物聚合物（例如膠原、纖維蛋 白和彈性蛋白）和陶瓷。
[0088] 此外，添加劑或活性劑可與旋轉紡絲材料整合，包括添加劑直接與其他材料一起 旋轉紡絲的情況。此類添加劑可包括不透X線的材料（例如氧化鉍）、抗微生物劑（例如磺 胺嘧啶銀）、防腐劑（例如氯己定或銀）和抗凝劑（例如肝素）。有機添加劑或組分可包括 纖維蛋白和/或膠原。在一些實施例中，在製造過程中可向3B旋轉紡絲用品添加一層藥物 或其他添加劑。另外，一些用品可被構造為具有合成組分、有機組分和/或包括藥物的活性 成分的組合，包括其中用品由這些材料的交替層構成的實施例。此外，在一些實施例中，醫 療器械可由旋轉紡絲材料層組成，所述層可被構造為控制設置在此類層之間的藥物或另一 個活性層的釋放。活性層或成分（例如藥物或其他活性劑）可被構造為減少或以其他方式 改變或影響身體對醫療器械植入的生物學反應。
[0089] 另外，在一些實施例中，可連續供應（例如通過進料管線）向貯存器118供應的材 料，包括通過加壓源對貯存器加壓或供壓的實施例。另外，在一些實施例中，材料可在旋轉 紡絲之前加熱至接近或超出其熔點，包括其中材料熔融並且未分散於溶劑中的實施例。因 此，在一些實施例中，旋轉紡絲熔融材料不包括溶劑的使用；因此在後面的工藝步驟中無需 從墊中去除溶劑。在一些情況下，材料可以球劑形式供應給貯存器，所述球劑在貯存器中加 熱並且熔融。
[0090] 另外，在一些情況下，收集器115可具有靜電荷。另外，在一些實施例中，旋轉紡絲 結構可與靜電紡絲結構合併，包括以下實施例，其中一些材料層為旋轉紡絲的並且一些為 靜電紡絲的，但兩者均沉積於同一個基底或構造物上。靜電紡絲及其結合醫療器械的使用 在提交於 2012 年 1 月 27 日並且標題為"Electrospun PTFE Coated Stent and Method of Use"（靜電紡絲PTFE塗覆的支架和使用方法）的美國專利申請No. 13/360,444中有所描 述，該專利申請據此全文以引用方式併入。
[0091] 具體參見圖2A和2B，其中示出了旋轉紡絲裝置201的另一個示意性實施例。圖2A 和2B示出了與圖1A和1B所示裝置類似的裝置。受益於本發明的本領域技術人員將會理 解，兩個裝置的類似組件可互換並且結合每個實施例提供的公開內容可適用於另一裝置， 反之亦然。
[0092] 圖2A為旋轉紡絲裝置201的透視圖，而圖2B為相同裝置的俯視圖。旋轉紡絲裝 置201包括噴絲頭210,其包括貯存器218和小孔217。相比於圖1A和1B的裝置101，在 圖2A和2B的實施例中，收集器115被構造為多個圓柱形芯軸216。因此在圖2A和2B中， 所述多個芯軸216被共同表示為收集器215,而用數字216來指單個芯軸。術語"收集器" 結合圖1A-2B使用並且用數字115和215表示，意在廣義地指代任何收集設備或裝置而不 限定特定尺寸、形狀或取向。例如，在一些實施例中，收集器可被構造為環，例如圖1A和1B 中示出的收集器115。在其他實施例中，收集器215可為如圖2A和2B所示的多個圓柱體。 在其他實施例中，收集器可包括旋轉帶（未示出），其被構造為便於進行連續材料片的旋轉 紡絲。
[0093] 被設計成可形成連續的旋轉紡絲材料片的實施例可用來生產墊，包括寬度為約1 米至約9米的墊，例如寬度為約3米的墊。也可形成約一英尺寬至約一米寬的墊（以及更 大或更小的墊）。在一些情況下，燒結烘箱可被設置成使得當墊移動離開噴絲頭（在帶上） 時，墊進入烘箱並且被燒結。燒結的墊隨後可被收集到捲軸上。另外，在一些實施例中，整 個捲軸隨後可切割成較小寬度，從而形成材料條帶。例如，可形成約〇. 1英寸寬至約2英寸 寬的條帶。此類條帶可用於通過使條帶卷繞在芯軸周圍來構造管狀用品。條帶可重疊和/ 或可被纏繞成使得形成的管沿著管的長度不具有明顯的縫。在一些情況下，可以圍繞芯軸 將墊纏繞多層。另外，形成的墊可相對較薄，或為膜狀。可通過纏繞到芯軸上的膜的層數來 控制形成於芯軸上的覆蓋物的厚度（和其他特性，例如孔隙度）。
[0094] 在一些實施例中，旋轉紡絲的管狀醫療器材（例如支架）可包括一個或多個分叉 或分支。因此，包括單個內腔（其分成或分叉為兩個或更多個內腔）的醫療器材在本發明 範圍內。同樣，包括主要內腔（具有從主要內腔的壁延伸的一個或多個分支內腔）的醫療 器械在本發明範圍內。例如，胸支架（被構造為安置在主動脈內）可包括被構造為設置於 主動脈中的主要內腔和被構造為延伸到源於主動脈處的側支血管內的分支內腔。類似地， 在一些實施例中，此類支架另外可被構造為在主要內腔中具有進入孔，所述進入孔被構造 為允許進入（可能用於放置另外的支架）並且從主血管流動到從其延伸的任何支血管。
[0095] 在一些實施例中，可通過首先形成分叉芯軸來製造分叉的醫療器械，其中可從芯 軸與主要內腔重合的部分中移除分叉的芯軸部分。芯軸的支腿部X或分叉部可相對於公共 旋轉軸線展開180度。因此，在一些實施例中，整個芯軸可形成為T形。隨後可將整個芯軸 繞支腿部的軸線旋轉，並且旋轉紡絲纖維被收集在芯軸的支腿部上。芯軸隨後可被取向成 繞芯軸的主要內腔部分的軸線旋轉，並且可清除在分叉的支腿部上紡絲時設置的任何不需 要的纖維。隨後可將芯軸繞主要內腔部分的軸線旋轉，並且纖維被收集在芯軸的主要內腔 部分上。隨後可將整個芯軸置於烘箱中並且進行燒結。隨後可從用品的支腿部或分叉部上 移除與分叉的支腿部關聯的芯軸部分，並且隨後從旋轉紡絲成的用品中移除單個內腔芯軸 部分。隨後可將用品置於構架結構（例如支架構架）上或置於其內。隨後可在構造物上施 用（例如FEP或PTFE的）浸漬或膜塗層以產生不可透過的外部層和/或將構架進一步粘 合於用品的紡絲部分。
[0096] 在本文所公開的任何示例性實施例或方法中，在納米纖維由PTFE形成的情況下， 燒結溫度可為約360°C至約400°C，包括在約385°C的溫度下或在超過PTFE的結晶熔融溫度 的溫度下，或約342°C。類似地，對於其他材料而言，可在其他紡絲聚合物的結晶熔融溫度下 或在超過該溫度的溫度下完成燒結。同樣，在燒結過程之前或作為燒結過程的一部分，在其 中在對墊進行紡絲之前PTFE或其他聚合物與此類成分混合的情況下，熱處理可用來移除 ΡΕ0和/或水。
[0097] 在圖2A和2B的實施例中，可將芯軸216圍繞噴絲頭210設置成大致圓形的布局。 在一些實施例中，芯軸216可為靜止的，而在其他實施例中芯軸216可被構造為繞其軸線旋 轉。在一些此類實施例中，芯軸216可分別由同一個傳動帶驅動，從而使每個芯軸保持相同 旋轉速度。在其他實施例中，芯軸216中有一些或其全部可被獨立驅動。
[0098] 在圖示實施例中，芯軸216堅直設置，或使得每個芯軸的軸線基本上平行於噴絲 頭的旋轉軸線。在另一個示例性實施例中，芯軸216中的一者或多者可水平設置，或使得那 些芯軸的軸線基本上垂直於噴絲頭的旋轉軸線。在一些實施例中，芯軸216的軸線可大致 平行於被旋轉紡絲纖維的軸線。水平設置的芯軸216可被構造為產生與堅直芯軸相比通常 具有較少纖維對齊的墊。水平芯軸可進一步構造為產生圍繞芯軸具有相對均一厚度的墊。 [0099] 除水平芯軸之外，另外的實施例可包括設置在相對於噴絲頭軸線的任何相對位置 的芯軸。以任何排列安裝的芯軸可被配置成靜止的收集裝置或被配置成可旋轉。另外，可 同時使用在各個不同位置上的芯軸的組合。此外，在一些實施例中，一個或多個芯軸216可 被構造為和真空系統共同使用。例如，在芯軸216的內部比芯軸216的外部具有較小壓力 的情況下，芯軸（例如微孔芯軸216)的表面的孔隙可趨於朝芯軸拽拉縴維。
[0100] 在其中芯軸216旋轉的實施例中，每個芯軸216的紡絲運動可趨於圍繞芯軸的整 個表面沉積纖維。因此，在將纖維沉積於每個芯軸216上時，可在每個芯軸216上形成納米 纖維材料的無縫管。纖維的密度、墊的厚度和其他特性可由如下變量控制：例如從噴絲頭 210至芯軸216的距離、噴絲頭210的旋轉速度、芯軸216的旋轉速度、芯軸216的取向、被紡 絲溶液的特性等等。在一些情況下，形成於紡絲芯軸216上的旋轉紡絲材料的墊可因此構 成無縫且基本各向同性的管狀膜。在一些情況下，在旋轉紡絲工藝過程中收集芯軸216可 按約1RPM和約2000RPM之間的速率旋轉，包括約1000RPM至約1500RPM(包括約1500RPM) 或約50RPM至約300RPM(包括約150RPM)的速率。在一些情況下，一個或多個收集芯軸的 旋轉速度可與裝置的纖維生產速率有關。例如，在一些實施例中，較快芯軸旋轉速度可與裝 置的較高的總纖維生產速率相關聯。
[0101] 此外，控制芯軸216的旋轉速度可同時影響形成於芯軸216上的墊的密度以及墊 中纖維的大體上對齊。例如，在利用堅直芯軸的一些實施例中，芯軸216紡絲越快，纖維就 越趨於與其他纖維順排地沉積。另外，例如以百分孔隙率測量的纖維相對密度可部分地通 過芯軸216的旋轉速度進行控制。下文所述的圖13A-14B為被旋轉紡絲到旋轉芯軸上的示 例性墊的SEM。
[0102] 如結合圖4A-4E進一步詳述，一旦纖維被旋轉紡絲到芯軸216上，纖維就可被燒 結。在一些實施例中，骨架結構（例如支架金屬絲）也可位於芯軸216上，並且納米纖維直 接被旋轉紡絲到芯軸216和骨架結構上。
[0103] 圖3A和3B示出了一種示例性醫療器械：支架302。支架302包括骨架結構320和 覆蓋物，該覆蓋物包括內層325、外層330和粘結層335。在其他實施例中，支架覆蓋物可以 有比圖示實施例更多或更少的層，包括一些僅有一個覆蓋層的實施例。同樣，本文關於特定 醫療器械（例如支架）所述的公開內容也可適用於其他醫療器械。
[0104] 圖3A的支架302的覆蓋物包括平坦端部321和圓齒狀端部322。在圖示實施例的 平坦端部321，支架302的覆蓋物被基本上垂直於支架302的縱向軸線線切割。在圓齒狀端 部322,支架302的覆蓋物包括支架302的端部處的被切掉部分即圓齒狀部分。圓齒狀端部 可被構造為減少支架覆蓋物在端部處的內折。例如，在一些情況下，支架的直徑可能大於其 中安置支架的血管的直徑。因此，血管可在徑向上局部地壓縮支架。在一些情況下，該徑向 壓縮可在平切的支架覆蓋物中產生摺疊或皺褶。這些摺疊於是會阻止血液流動或導致血管 內的凝血。圓齒狀端部可減少被徑向壓縮支架端部處的內折發生率。在任何支架的任何端 部使用任一類型的端部在本發明範圍內。
[0105] 由旋轉紡絲墊構成的膜可具有微觀結構，所述微觀結構由許多在各個隨機的點處 彼此交叉的多個纖維構成。旋轉紡絲工藝可控制該結構的厚度並且從而控制墊的相對滲透 性。隨著越來越多纖維被旋轉紡絲到墊上，墊的厚度增加並且滲透性降低（由於使下文層 的孔和開口閉塞的多股線的連續層）。圖11A-19中示出了該微觀結構的某些細節，所述細 節在下文進一步詳述。
[0106] 結合本發明製備的墊可通過三個通用參數來描述：百分孔隙率、墊厚度和纖維直 徑。這些參數各自會影響墊的性質，包括墊允許組織向內生長和/或內皮附著的可能性或 墊抵抗組織向內生長或內皮附著的可能性。這些參數中的每一者均可相對於彼此優化以產 生具有特定特性的墊。
[0107] 百分孔隙率是指纖維墊中的開放孔隙與封閉孔隙（或由纖維填充的孔隙）的百分 t匕。因此，墊開放度越大，百分孔隙率測量值就越高。在一些情況下，可通過首先獲取旋轉 紡絲材料的圖像（例如SEM)來確定百分孔隙率。圖像隨後可轉化成例如"二值圖像"，或僅 示出黑白部分的圖像。隨後可對二值圖像進行分析並且通過將每種類型的二值像素的相對 數量進行比較來確定百分孔隙率。例如，圖像可轉化成黑白圖像，其中黑色部分表示旋轉紡 絲墊中的間隙或孔，而白色部分表示墊的纖維。隨後可通過將黑色像素數量除以圖像中的 總像素數量來確定百分孔隙率。在一些情況下，代碼或腳本可被設計成進行這些分析和計 算。
[0108] 在一些實施例中，約30%至約80%的百分孔隙率可被構造為允許組織向內生長 進入層內和/或允許內皮生長或附著在層上，包括約40%至約60%孔隙率的墊、約45%至 約50%孔隙率的墊或約50%孔隙率的墊。可配置孔隙較少的層來抵抗這種長入和/或附 著。由於構成墊的纖維被沉積成連續層，因此第二參數：墊厚度可能與孔隙度有關。換句話 講，墊越厚，纖維的層越多，墊的孔隙可能就越少。在一些實施例中，約20微米至約100微 米的墊可被構造為結合本發明使用，包括約40微米至約80微米的墊。最後，第三參數：纖 維直徑在一些情況下可以為樣品的平均纖維直徑的測量值。在一些實施例中，可結合本發 明使用約50納米至約3微米的纖維直徑。儘管本文包括這些或其他具體範圍，但將墊構造 為具有用於給定參數的值的任何組合均在本發明範圍內。
[0109] 在一些實施例中，墊的"平均孔徑"可用作墊性質的替代或附加的測量值。旋轉紡 絲墊的複合無規微觀結構對於墊的平均孔徑的直接測量而言是一項挑戰。可通過使用已知 的測試技術和儀器測量墊對於流體的滲透性來間接確定平均孔徑。一旦確定了滲透性，該 測量值就可用於確定旋轉紡絲墊的"有效"孔徑。如本文所用，旋轉紡絲墊的"孔徑"是指 膜的孔徑，其對應於使用用於滲透性測量的ASTM標準F316測量時的旋轉紡絲墊的滲透性。 這一標準在 ASTM 公布 F316 "Standard Test Methods for Pore Size Characteristics of Membrane Filters by Bubble Point and Mean Flow Pore Test，'（用起泡點和氣孔平 均流量法測定膜過濾器孔隙尺寸特點的標準試驗方法）中有所描述，該公布以引用方式並 入本文。在一些情況下，可在基於上文所述的三個參數（百分孔隙率、厚度和纖維直徑）設 計墊之後使用該測試作為質量控制。
[0110] 在一些應用中，可能理想的製造例如具有基本上不可滲透的外層330的支架302 這樣的醫療器械。這種層可減小圍繞支架的內腔組織向內生長或附著於支架的發生率。在 支架用於處理狹窄或其他閉塞的應用中這可為有利的；不可滲透的外層可阻止組織向內生 長材料內或穿過材料朝向或進入支架的內腔並且重新阻塞或限制體腔。在一些實施例中， 可通過使用百分孔隙率為約0%至約50% (包括約25% )、厚度為約20微米至約100微米 (包括約40微米至約80微米）並且纖維直徑為約50納米至約3微米的旋轉紡絲墊製備基 本上不可滲透的外層。
[0111] 除此之外或作為另外一種選擇，基本上不可滲透的墊可具有約〇微米至約1. 5微 米的平均孔徑。在其他實施例中，不可滲透的層可具有小於約0.5微米的平均孔徑。在其 他實施例中，不可滲透的層可具有小於約1微米的平均孔徑。在一些實施例中，不可滲透的 層可為除外層以外的層，例如粘結層、中間層或內層。
[0112] 在一個例子中，醫療器械（例如支架302)可被覆蓋有旋轉紡絲PTFE內層325和 旋轉紡絲PTFE外層330。外層330可被構造為對組織向內生長和/或附著而言為基本上不 可滲透的。在其他實施例中，可通過設置於外層330和內層325之間的粘結層335來獲得 支架的不可滲透性。例如，基本上不可滲透的層可由FEP形成，其例如作為PTFE的旋轉紡 絲層之間的膜或浸漬塗層而施用。此外，FEP可被旋轉紡絲為具有較小平均孔徑以產生基 本上不可滲透的層。在一些實施例中，外層330和粘結層335均可被構造為基本上不可滲 透的。
[0113] 可通過在聚合物分散體中浸漬層或構造物的一部分來施用浸漬塗層。例如，可通 過向50ml的60重量％ PTFE分散體中添加20ml水以稀釋分散體來將PTFE層浸漬塗覆於 構造物上。隨後可將纖維墊浸漬於溶液中以對墊進行塗覆。隨後可在385°C下將浸漬塗層 燒結15分鐘。用於浸漬塗層的PTFE分散體的其他濃度也在本發明範圍內。
[0114] 另外，可通過向50ml的55重量％分散體中添加20ml水以稀釋分散體來將FEP層 浸漬塗覆於構造物上。隨後可將纖維墊浸漬於溶液中以對墊進行塗覆。隨後可例如在325°C 下將浸漬塗層燒煮15分鐘。用於浸漬塗層的FEP分散體的其他濃度也在本發明範圍內。另 夕卜，聚合物分散體可被噴射或以其他方式施用到表面（例如纖維墊）上以對表面進行塗覆。 此類塗層在施用之後可被加熱處理。
[0115] 在一些實施例中，可向上文的類似量和濃度的浸漬分散體中添加更多或更少的水 (例如約10ml至約50ml)以稀釋分散體。另外，水之外或作為其補充的物質可用於稀釋用 於浸漬塗層的分散體。例如，可使用表面活性劑或溶劑。在一些此類情況下，可稍後從構造 物中移除表面活性劑或溶劑，包括允許其在對塗層進行燒結或燒煮時蒸發的實施例。乙醇、 乙二醇、醚等等可以被這樣使用。
[0116] 在一些實施例中，可能理想的製造例如具有更多孔的外層330的支架302這樣的 醫療器械。多孔外層330可允許假體癒合並且結合到身體中。例如，周圍內腔的組織可長 入多孔外徑內或附著於外徑層。該組織向內生長可允許、調節和/或影響治療部位的癒合。 在一些實施例中，多孔外層330可由旋轉紡絲PTFE形成。
[0117] 在某些實施例中，可能需要相對多孔的內層325。該層可以跟或可以不跟基本上 不可滲透的外層330 -起使用。相對多孔的內層可允許支架302的內徑上的組織向內生長 和/或內皮附著或生長，這對於以下各項的任何組合而言均是理想的：癒合、生物相容性、 預防血栓形成和/或降低支架內的血液湍流。在一些實施例中，內層可由墊構成，例如旋轉 紡絲PTFE墊，其具有約40%至約80%的百分孔隙率，包括約50% ;約20微米至約100微 米的厚度，包括約40微米至約80微米；以及約50納米至約3微米的纖維直徑。
[0118] 除此之外或作為另外一種選擇，墊可由旋轉紡絲墊（例如PTFE)構成，其平均孔徑 為約1微米至約12微米，例如約2微米至約8微米，或約3微米至約5微米，或者是約3. 5 微米至約4. 5微米。
[0119] 圖3B示出了圖3A的支架302的剖視圖，該支架同樣包括骨架結構320和覆蓋物， 所述覆蓋物包括內層325、外層330和粘結層335。儘管在圖3B的圖示說明中，粘結層335 示為與骨架結構320處於同"層"，但在一些實施例中粘結層可在骨架上方或下方。另外，如 圖3B所示，覆蓋物的每個層可被設置為使得層之間不存在任何空隙。
[0120] 在一些實施例中，粘結層335可被構造為促進外層330和內層325之間的粘合。在 其他實施例中，粘結層335還可被構造為整體向支架302提供某些性質，例如剛度或拉伸強 度。粘結層335可因此被構造為加強層。在一些實施例中，膨體PTFE(ePTFE)可被構造為 加強層。ePTFE可具有各向異性，在不同方向具有不同性質。例如，ePTFE可趨於抵抗沿著 ePTFE膜膨脹的方向的蠕變。ePTFE的加強層可被取向成沿著特定方向增加強度、抵抗蠕變 或賦予其他性質。ePTFE可被取向成使得膨脹的方向與醫療器材的軸向、橫向、徑向對齊、與 這些方向中的任何一者成任何角度等等。類似地，ePTFE的多個層可被設置成沿著多個方 向增加強度、抵抗蠕變或賦予其他性質。加強層可以是或可以不是不可滲透的。
[0121] 另外，在內層325和外層330均具有多孔性的實施例中，粘結層335可被構造為在 兩個多孔層之間形成不可滲透的層。在此類實施例中，支架可允許支架的內表面和外表面 兩者上的組織向內生長、組織附著和/或癒合，同時仍阻止支架外部的組織向內生長內腔 中並且使內腔閉塞。因此，粘結層可被構造為形成構造物的中間層部分，所述粘結層被構造 為抑制組織向內生長進入層內或對於組織遷移到或穿過層而言為不可透過的或基本上抑 制組織遷移。
[0122] 此外，粘結層335可被構造為對於整個粘結層335範圍內的流體遷移而言為不可 透過的或基本上不可透過的。具體地講，包括一個或多個多孔層的構造可讓流體越過多孔 層。就用來控制血液流動的醫療器械（例如支架）而言，多孔層可允許血液在整個層範圍內 滲漏或可在容納較大組分的同時允許血液的某些較小組分穿過層，從而有效地過濾血液。 在一些情況下，該過濾或超濾可在包含紅血球的同時允許組分（例如血漿）穿過屏障，從而 導致血清腫。因此，流體不可滲透的粘結層可被構造為在也由多孔層構成的醫療器材內容 納流體。在一些器材中，粘結層可以同時為流體不可滲透的和對於組織向內生長而言不可 透過的，或可被構造為具有這些性質中的任一者而與另一者無關。其中（粘結層之外或作 為其補充的）任何層被構造為流體不可滲透的和/或對於組織向內生長而言不可透過的構 造物也在本發明範圍內。因此，本文關於流體不可滲透的和/或組織不可透過的粘結層所 述的公開內容，可類似地應用於構造物內各種位置處的不可滲透層。
[0123] 粘結層（或任何不可滲透的/不可透過的層）可包括任何熱塑性塑料並且可以是 或可以不是旋轉紡絲的。在一個實施例中，粘結層可為膨體PTFE。在另一個實施例中，其 可為旋轉紡絲的PTFE。在其他實施例中，其可為FEP，包括旋轉紡絲的FEP和作為膜或浸漬 塗層施用的FEP。此外，粘結層可包括以下聚合物或任何其他熱塑性塑料中的任何一者：葡 聚糖、海藻酸鹽、脫乙醯殼多糖、瓜爾膠化合物、澱粉、聚乙烯基吡啶化合物、纖維素化合物、 纖維素醚、水解聚丙烯醯胺、聚丙烯酸酯、聚羧酸酯、聚乙烯醇、聚環氧乙烷、聚乙二醇、聚乙 烯亞胺、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酸、聚（甲基丙烯酸）、聚（衣康酸）、聚（2-丙烯酸羥乙 酯）、聚（2-(二甲氨基）甲基丙烯酸乙酯-丙烯醯胺共聚物）、聚（N-異丙基丙烯醯胺）、聚 (2-丙烯醯胺-2-甲基-1-丙磺酸）、聚（甲氧亞乙基）、聚（乙烯醇）、聚（乙烯醇）12%乙 醯基、聚（2, 4-二甲基-6-三嗪基乙烯）、聚（3嗎啉基乙烯）、聚（N-1，2, 4-三唑乙烯）、聚 (乙烯基亞碸）、聚（乙烯胺）、聚（N-乙烯基吡咯烷酮-乙酸乙烯酯共聚物）、聚（g-穀氨 酸）、聚（N丙醯亞氨基乙烯）、聚（4-氨基-磺基-苯胺）、聚[N-(p-磺基苯基）氨基-3-輕 甲基-1，4亞苯基亞氨基-1，4-亞苯基]、異丙基纖維素、羥乙基、羥基丙基纖維素、醋酸纖 維素、硝酸纖維素、藻酸銨鹽、i_角叉菜膠、N-[ (3'_羥基-2'，3'-二羧基）乙基]脫乙醯 殼多糖、魔芋葡甘露聚糖、支鏈澱粉、黃原膠、聚（烯丙基氯化銨）、聚（烯丙基磷酸銨）、聚 (二甲基二烯丙基氯化銨）、聚（苄基三甲基氯化銨）、聚（二甲基十二烷基（2-丙烯醯胺 基乙基）溴化銨）、聚（4-N- 丁基吡啶乙烯基碘）、聚（2-N-甲基吡啶亞甲基碘）、聚（N甲 基吡啶-2, 5-二基亞乙烯基）、聚乙二醇聚合物和共聚物、纖維素乙醚、纖維素乙基羥乙基 醚、纖維素甲基羥乙基醚、聚（1-甘油甲基丙烯酸酯）、聚（2-乙基-2-惡唑啉）、聚（2-甲 基丙烯酸羥乙酯/甲基丙烯酸）90:10、聚（2-甲基丙烯酸羥丙酯）、聚（2-甲基丙烯醯氧 乙基三甲基溴化銨）、聚（2-乙烯基1-甲基吡啶溴化物）、聚（2-乙烯基吡啶N-氧化物）、 聚（2-乙烯基吡啶）、聚（3-氯-2-羥丙基2-甲基丙烯醯氧乙基二甲基氯化銨）、聚（4乙 烯基吡啶N-氧化物）、聚（4-乙烯基吡啶）、聚（丙烯醯胺/2-甲基丙烯醯氧乙基三甲基 溴化銨）80:20、聚（丙烯醯胺/丙烯酸）、聚（烯丙胺鹽酸鹽）、聚（丁二烯/馬來酸）、聚 (二烯丙基二甲基氯化銨）、聚（丙烯酸乙酯/丙烯酸）、聚（乙二醇）雙（2-氨基乙基）、 聚（乙二醇）一甲基醚、聚（乙二醇）雙酚A二縮水甘油醚加合物、聚（環氧乙烷-環氧丙 烷）、聚（乙烯/丙烯酸）92: 8、聚（L-賴氨酸氫溴酸鹽）、聚（L-賴氨酸氫溴酸鹽）、聚（馬 來酸）、聚（丙烯酸正丁酯/2甲基丙烯醯氧乙基三甲基溴化銨）、聚（N異丙基丙烯醯胺）、 聚（N-乙烯基吡咯烷酮/2二甲氨基乙基甲基丙烯酸酯）、二甲基四硫酸鹽、聚（N-乙烯基批 咯烷酮/乙酸乙烯酯）、聚（氧乙烯）山梨糖醇酐單月桂酸酯（Tween 20*1、聚（苯乙烯磺 酸）、聚（乙烯醇）、N-甲基-4(4'甲醯苯乙烯基）吡陡、硫酸甲酯乙縮醛、聚（乙烯基甲基 醚）、聚（乙烯胺）鹽酸鹽、聚（乙烯基膦酸）、聚（乙烯基磺酸）鈉鹽和聚苯胺。
[0124] 無論材料如何，粘結層335均可以是或可以不是旋轉紡絲的。另外，在某些實施例 中，支架302可包括兩個或更多個粘結層。粘結層335可以本領域中已知的任何方式形成 並且以本領域中已知的任何方式附著於內層325和外層330。例如，粘結層335可包括卷繞 在內層325周圍的材料片或在內層325上方滑動的材料管，該粘結層隨後熱收縮或以其他 方式結合於內層325和外層330。另外，在粘結層為旋轉紡絲的實施例中，其可直接被旋轉 紡絲到內層325、骨架或兩者上。在一些情況下，粘結層335可在支架302被構造後熔化以 將粘結層335粘合於支架覆蓋物的相鄰層。
[0125] 另外，粘結層可被構造為改變醫療器械的總體性質。例如，在一些情況下，僅僅由 旋轉紡絲PTFE(具有所需孔徑）構成的覆蓋物或構造物可能不具有所需的拉伸或破裂強 度。可使用由相對較強材料構成的粘結層來加強PTFE內層、PTFE外層或兩者。例如，在一 些情況下，FEP層可用於增加覆蓋物的材料強度。同樣，如上所述，粘結層也可被配置為構 造物的一部分，所述構造物被構成為對於組織向內生長或遷移而言為不可透過的。
[0126] 另外，一個或多個旋轉紡絲PTFE層可隨同本文所示的骨架結構之外的骨架結構 使用。換句話講，上文涉及覆蓋物、層、粘結層和相關組件的公開內容適用於任何類型的骨 架結構以及根本不具有單獨骨架結構的支架或移植物。
[0127] 圖4A-4E示出了用於醫療器械的多層構造物的製造工藝中的某些步驟。更具體地 講，這些圖示出了一種產生被覆蓋有旋轉紡絲材料的支架的工藝。同樣，本發明與所有醫療 器械同等相關，所述用品可包括覆蓋物或多層構造物，包括移植物、補片、支架等等。另外， 如下文所公開的更多例子中所啟示，示出的步驟在一些情況下可為任選的或在其他情況下 為附加步驟所增強。
[0128] 圖4A示出了圍繞芯軸416設置的覆蓋物內層425。如上所述，內層425可直接被 旋轉紡絲到芯軸416上，包括芯軸416在工藝過程中旋轉的情況。在圖示實施例中，內層 425被旋轉紡絲到旋轉芯軸416上，使所得到的材料管不具有任何縫。在內層425被旋轉 紡絲到芯軸416上之後，內層425可被燒結。就PTFE而言，膜可在約385°C的溫度（包括 約360°C至約400°C的溫度）下進行燒結。燒結可趨於使PTFE的結構定形，這表示燒結可 減小PTFE的柔軟性或流動性。此外，如上所述，燒結或以其他方式對墊進行加熱處理可蒸 發與PTFE混合的任何水或ΡΕ0,從而得到基本上由純PTFE構成的材料。
[0129] -旦內層425被燒結，就可從芯軸416中移除材料管，如圖4B所示。如圖示實施 例中所示，可從芯軸416中"剝離"內層425以開始切斷內層425對於芯軸416的任何附著。 也可通過相對於芯軸416推動覆蓋物來移除內層425,導致在從芯軸416中移除材料時材料 凸起。在一些實施例中，作為另外一種選擇或除此之外，在對內層425旋轉紡絲之前將低摩 擦塗層施加到芯軸416上。之後可通過在芯軸416上滑動內層425將內層425重新裝回到 芯軸416,如圖4C所示。
[0130] -旦將內層425重新裝回到芯軸416,就可在芯軸416和內層425上方形成金屬絲 骨架420,如圖4D所示。圖4E示出了由隨後可被旋轉紡絲到骨架420和內層425上的材料 形成的外層430。隨後可燒結整個構造物。還可通過類似工藝添加一些附加層。
[0131] 上述工藝的多個變型形式在本發明的範圍內。例如，可通過圍繞芯軸416和/或 其他層卷繞材料的條帶或墊來施加一個或多個層。另外，可通過對芯軸416和/或其他層 進行噴塗或浸凃來施加其中一些層。使用本文所公開的任何方法改變上述工藝以適用於所 述層中的任何層或任何附加層在本發明範圍內。
[0132] 在另一個例子中，支架可由旋轉紡絲PTFE的內層、FEP的粘結層和PTFE的外層構 成。可控制這些層中的每一者的性質（包括百分孔隙率、墊厚度、纖維直徑和/或平均孔 徑）來形成覆蓋層，該層可抑制組織向內長入或穿過特定層或者允許特定層上的內皮生長 或附著。
[0133] 在一些此類實施例中，PTFE的內層可經紡絲形成在芯軸上，再被燒結、從芯軸上移 除並且裝回芯軸上，隨後圍繞內層施加骨架結構（類似於圖4A-4D中示出的工序）。隨後可 通過浸漬、噴塗、施加膜層、靜電紡絲、旋轉紡絲、擠出或其他處理施加 FEP粘結層。
[0134] 在一些實施例中，FEP層可被加熱以使FEP變軟，在一些情況下流入相鄰PTFE層 中的開放孔隙內。這樣可將FEP層粘結於相鄰的PTFE層。在一些情況下，將構造物加熱至 約325 °C可允許FEP部分流入相鄰PTFE層中的開口內，並且FEP不完全流過PTFE墊。下文 所包括的圖20和實例10提供了部分熔融到旋轉紡絲PTFE墊內的FEP層的一個例子。
[0135] 在另一個特定例子中，PTFE的內層可經旋轉紡絲形成於芯軸上，再被燒結、移除並 且裝回，隨後圍繞內層施加骨架結構。隨後可作為膜層施加 FEP粘結層。在一些情況下，該 粘結層可例如通過烙鐵"粘接"到位。隨後可在FEP膜層上設置PTFE管（其可通過旋轉紡 絲到芯軸上並且燒結而獨立地形成）。隨後可例如通過施加壓縮包裹物對整個構造物施壓。 在一些實施例中，該包裹物可包括任何合適的材料，包括基於PTFE的材料。在其他實施例 中，可在壓縮包裹物之前將Kapton膜卷繞在構造物周圍以防止所述構造物粘附於壓縮包 裹物。
[0136] 隨後可將壓縮層加熱至超過FEP粘結層的熔融溫度，但低於PTFE的燒結溫度。例 如，FEP的熔融溫度可為約264°C至約380°C，包括約325°C。可在約360°C至約400°C的溫 度下燒結PTFE。因此，可將整個構造物加熱至適當溫度，例如約325°C。在一些實施例中，可 將構造物保持在該溫度下約15至約20分鐘。將FEP層加熱至約325 °C可使FEP層能夠對 於組織向內生長和/或附著保持基本上不可透過，從而在構造物內產生"屏障"層，同時仍 將FEP粘附至PTFE的相鄰層。在其他實施例中，將構造物加熱至較高溫度（例如約350°C 或更高）可被設計成允許FEP在PTFE附近流動，使得整個構造物具有較高孔隙度並且FEP 層對於長入而言不是那樣不可透過。
[0137] FEP粘結層與PTFE覆蓋物外層和覆蓋物內層的接合可增加成品覆蓋物的強度。隨 後可使構造物冷卻並且丟棄壓縮包裹物和Kapton膜。隨後可從芯軸上取下構造物。
[0138] 通過上述示例性工藝所形成的支架可被構造為具有所需的孔隙度和強度特性。在 一些情況下，FEP材料可塗覆PTFE納米纖維，但仍考慮到足夠的孔隙度以允許組織向內生 長和/或內皮附著或生長。FEP塗覆PTFE的程度可通過處理的溫度和時間進行控制。將構 造物保持在某溫度下的溫度越低和/或時間越短，FEP流動就可越少。在一些情況下，可通 過僅將構造物加熱至約270°C形成FEP的粘結層，該粘結層對於組織向內長入或穿過層而 言為不可透過的。
[0139] 圖5示出了支架502,其包括骨架結構520和覆蓋物524。覆蓋物524可由本文所 公開的層的任何組合構成。另外，圖5的支架502在支架502的兩個端部均包括套箍540。 在其他實施例中，套箍540可僅位於支架502的一個端部。
[0140] 套箍540可構成支架502外徑上的附加覆蓋層，其鄰近支架502的一個或兩個端 部而設置。套箍540可被構造為促進組織向內生長、附著和/或結合到套箍540內；例如套 箍540可比支架502的覆蓋物524的外層有更多的孔。可利用多個因素（例如孔隙度、覆 蓋物或塗層的類型、材料的類型、有機材料的使用和/或由合成材料和有機材料形成的復 合材料的使用）產生被構造成適於組織向內生長的套箍540。同樣，套箍540可被構造為促 進支架502的一個或兩個端部處的組織向內生長和/或內皮細胞的生長或附著。被植入體 內時，套箍540可有助於使支架502的端部相對於血管壁"錨定"，從而減少支架端部相對於 血管壁的相對移動。如此減少移動可減輕支架端部對血管的刺激，從而使併發症（例如器 官狹窄症）最小化。套箍540在一些情況下可被設計用於CV0類型的應用。此外，類似於 所示出的支架套箍540的多孔材料帶可聯結於任何醫療器械以將這種器材的一部分錨定。
[0141] 在一些實施例中，支架502的覆蓋物524的外層可以相對地無孔以抑制組織向內 長入或穿過外層，但圍繞外層設置的套箍540可在每個端部附近設置一個區段，在該區段 可發生某種組織向內生長、附著或結合。
[0142] 套箍540可由旋轉紡絲材料構成，例如PTFE，並且可通過任何方法粘合於覆蓋物 外層，包括本文所述的多層器材構造的方法。例如，FEP層可設置在覆蓋物外層和套箍540 之間，並且被加熱以在層間粘合。在其他實施例中，套箍540可包括聯結於支架的膠原層。 此外，可利用共同旋轉紡絲的膠原和PTFE套箍540。
[0143] 本發明涉及醫療器械，包括支架，其可包括連同一個或多個覆蓋物或塗層一起提 供的構架結構。應當理解，儘管本文描述了一些特定的結構、覆蓋物和塗層，但在不脫離本 發明範圍的前提下，本文所述的構架或覆蓋物和/或塗層的任何特徵均可與任何其他所公 開的特徵結合。例如，下文引用的某些附圖示出了不具有任何覆蓋物或塗層的金屬構架；那 些附圖中所述和所示的特徵可與本文所公開的覆蓋物或塗層的任何組合結合。另外，如本 文所用，術語"構架"是指結合於醫療器械使用的支撐結構。例如，骨架結構（如上文結合圖 4A-4E所述的結構）為結合醫療器械使用的構架的例子。在一些實施例中，醫療器械（例如 支架）可僅包括構架，不具有任何覆蓋物、塗層或其他組件。
[0144] 此外，本發明適用於多種多樣的醫療器械，其可利用本文所公開的旋轉紡絲墊中 的任何一者，包括具有多層構造物的醫療器械。例如，疝補片可包括兩個分層構造，所述補 片的一側被構造為允許組織向內生長和/或附著（以用於粘合和癒合）並且所述另一側被 構造為抵抗這種向內生長和/或附著（以使第二側對於周圍組織為"滑溜的"）。另外，上 文所述的補片還可包括設置在兩個外部層之間的粘結層。粘結層可被構造為抵抗組織向內 生長或附著於或穿過補片和/或向構造物提供機械性質，例如強度。
[0145] 圖6、7A和7B示出了用於結合醫療器械（例如支架或移植物）使用的構架的可能 實施例的視圖。圖7C為構架結構的一部分的替代構型。圖8和9為包括擴口端的構架的 一個實施例的視圖。圖10示出了金屬絲可以如何被成形以形成構架的一個實施例。
[0146] 結合於醫療器械使用的構架可通過多種方法製成或形成為特定幾何形狀。例如， 構架可由單個材料管切割而成，包括其中構架先被雷射切割隨後延展的實施例。在其他實 施例中，可模塑構架，包括其中構架由聚合物材料模塑而成的實施例。在其他實施例中，可 使用粉末冶金工藝，例如粉末壓縮模塑或直接金屬雷射燒結。
[0147] 圖6示出了構架的一個實施例的前正視圖。圖示實施例示出了用於形成構架的金 屬絲650的構型的一個實施例。如圖6所示，構架可由單個連續金屬絲組成。
[0148] 總體上參見圖6、7A和7B，圖中表示了圖示構架結構的特定特徵。應當理解，任何 附圖中所用的數字和名稱均適用於其他圖示實施例中的類似特徵，無論所述特徵在每個附 圖中是否如此標識。如這些附圖大致所示，構架結構可由被成形而形成構架的金屬絲650 組成。金屬絲650可以被成形為波浪構型，所述波浪限定構架結構的頂尖652和臂654。構 架可以進一步聯結於覆蓋層（未示出）。另外，在一些實施例中，本文所公開的任何覆蓋物 均可施加到任何類型的構架，例如，雷射切割構架、聚合物構架、金屬絲構架等等。
[0149] 構架可被設計成使得中間區段比端部"硬"。構架的"硬度"是指結構的相對強度 (如，其可壓縮性）。構架的較硬部分具有大於較軟部分的強度（即，施加更大的向外徑向 力）。在一個實施例中，中間區段比相對較軟的近端和遠端區段硬。另外，構架可被構造為 具有柔性以助長器材適形於該器材使用部位的天然解剖結構的能力。類似地，被覆蓋器材 可被構造為具有覆蓋物，該覆蓋物適形於治療部位處的天然解剖結構。
[0150] 另外，構架可被構造為可使整個器材能捲縮成較低矮的構型以適於遞送。例如，具 有特定直徑或受約束輪廓的器材在某些血管或其他進入點處比其他器材更適宜於遞送。例 如，在多種情況下，被構造為經由橈動脈插入的器材可相對地比被構造為經由通常較大的 股動脈插入的器材小。構架可被構造為可捲縮成特定輪廓以使得能夠在各種或所需進入點 處進入。類似地，不具有構架的器材可被構造為以特定輪廓設置，以便於進入和遞送。一旦 器材被布置於體內，就能將該器材以多種方式擴張或展開，包括使用自擴張材料和構型。另 夕卜，一些構型可被設計成通過輔助裝置（例如氣囊）來擴張。
[0151] 可操縱四個基本設計參數以影響圖示構架的性質（硬度、強度、壓碎力、緊箍力、 柔性等）。這些性質為：（1)頂尖至頂尖距離，在圖6和7A中表示為H x ; (2)臂長，在圖6和 7A中表示為Ax ; (3)頂尖半徑，在圖7A中表示為Rx ;和（4)金屬絲650的直徑。在構架上 的不同點處這些值可以是或可以不是恆定的。因此，一般使用下標"X"；即，標識為"H"的 各個距離是指下標為1、2、3等的頂尖至頂尖距離，表示特定點處的頂尖至頂尖距離。應當 理解，這些下標名稱未必指具體距離，而是可相對地使用（即，氏可表示為小於H 2而不對任 一量度指定任何精確值）。另外，受益於本發明的本領域技術人員顯然明白：對本文所述的 其他參數採用了測量值和下標的類似模式，例如A x和Rx。
[0152] 總體構架設計可被構造為優化所需的徑向力、擠壓分布和應變分布。構架設計參 數可各自設計調整以產生所需特性。例如，應變分布可被設計成小於正使用的材料的失效 點。
[0153] 第一參數：頂尖至頂尖距離被標示為Hx。該測量值表示第一頂尖和第二頂尖之間 的距離，其中兩個頂尖均基本上沿著構架的外徑上的線，該線與構架的縱向軸線共面並且 平行。在一些實施例中，H x可以沿著構架的整個長度保持恆定。在其他實施例中，構架的長 度可分成一個或多個"區"，其中Hx在一個區內為恆定的，但每個區可具有不同的H x。在其 他實施例中，Hx可沿著構架的整個長度變化。Hx可被構造為（結合其他設計參數）確定構 架的性質。通常，具有較小H x值的構架區域可比具有較大Hx值的區域剛硬。
[0154] 在圖6所示的實施例中，在構架的任一個端部存在兩個"擴口區"並且沿著構架的 剩餘長度存在一個中間部區。在圖示實施例中，氏表示構架的中間部區的頂尖至頂尖距離 並且H 2表示構架的擴口區中的頂尖至頂尖距離。在圖示實施例中，在構架遠端附近的擴口 區和構架近端附近的擴口區頂尖至頂尖距離4均相同。在一些實施例中，氏可小於H 2，從 而導致在中間部中相對較硬並且在端部相對較軟的構架。具有此類性質的構架可用於沿著 中間部必須有強度的應用中，例如用以治療腫瘤或其他閉塞症，但端部被構造為置於健康 組織上，其中較軟端部能夠使其對健康組織的創傷最小化。
[0155] 在一些需要有柔軟端部和剛硬中間部的實施例中，氏可在約2mm和30mm之間， 並且H 2在約2. 1mm和30. 1mm之間。例如，在面向結合用於CV或PV應用的支架使用的構 架中，1?可在約3mm和10mm之間，並且H2在約3. 1mm和10. 1mm之間，例如dmnKH,8mm 和· 3. 5mm<H2<9mm ；3mm<H1<6. 5mm 和 4mm<H2<8mm ;或 3mm<H1<5mm 和 5. 5mm〈H2〈6. 5mm 〇
[0156] 在一個構架中存在兩個或更多個頂尖至頂尖長度的其他實施例中，頂尖至頂尖長 度的變化可與頂尖自構架中點的位移相關。換句話講，隨著物體以某種方式遠離構架的中 點朝端部移動，頂尖至頂尖長度可逐步增加，所述方式在構架長度的中點的任一側給予構 架以相同的幾何形狀並且因此提供相同性質。在其他實施例中，可在沿著構架長度的任何 點上採用不同的幾何形狀。應當理解，上文所公開的民的值的範圍類似地適用於構架具有 多個頂尖至頂尖長度的實施例。例如，在一個實施例中，構架可在中間部具有在上文所公開 的氏的範圍中的一者之內的頂尖至頂尖長度，並且扎的值可沿著構架的長度逐步遞增變化 或以一些其他模式遞增變化，從而在端部達到H 2的補充範圍內的頂尖至頂尖長度。
[0157] 此外，在一些實施例中，Hx的值可足夠小，使得相鄰盤圈"嵌套"於彼此之內。換句 話講，第一螺旋盤圈的頂尖可向上延伸到下一個相鄰盤圈頂尖正下方的空間內。換句話講， 較低盤圈的頂尖可延伸足夠的量，以便布置在較高盤圈的臂之間。在其他實施例中，扎的 值可足夠大，使得相鄰盤圈完全分離。在其中相鄰盤圈為"嵌套式"的實施例中，在支架的 任何特定截面的金屬絲數量可高於非嵌套式支架。換句話講，如果構架相比於非嵌套式為 嵌套式的，則沿著被設置成與構架的縱向軸線垂直的假想平面切割構架將與更多金屬絲相 交。扎的值越小，可被這種平面相交的行就越多（S卩，多於僅有下一相鄰行延伸到特定行頂 尖下方的空間內）。在將由構架構成的支架加載到遞送導管內時，嵌套式構架可在構架中產 生相對較高的應變。在一些情況下，用於嵌套式構架的遞送導管可因此相對地比被構造為 非嵌套式構架的遞送導管大。另外，相比於具有類似參數的非嵌套式支架，嵌套式構架可能 相對地較為剛性。
[0158] 受益於本發明的本領域技術人員顯然明白：對於多種應用而言可能有利的是具有 剛硬中間部和柔軟端部的構架。另外，在一些情況下，可能需要基本"對稱"的構架；換句話 講，在中間部區段具有某些性質並且在端部具有其他性質的構架，其中兩個端部處的性質 基本上相同。當然，其他實施例可以沿著構架整個長度具有不同的性質。應當理解，改變變 量（例如Hi和H2之間的差值）的效應可結合基本對稱支架進行描述（如圖6所示），可利 用相同原理控制構架的性質，其中幾何形狀沿著構架的整個長度有變化。受益於本發明的 本領域技術人員應當理解，這適用於本文所述的可變參數中的每一者，例如H X、AX和Rx。
[0159] 在圖6和7A中，第二參數：臂長標示為Ax。與Hx-樣，八 !￡可沿著構架的長度為恆 定的、在區內為恆定的或沿著構架的長度有變化。Ax的長度變化可被設計成與其他參數的 變化結合以產生具有一組特定性質的構架。通常，其中A x相對較短的構架區域將比其中Ax 較長的區域剛硬。
[0160] 在一些實施例中，構架中間區段附近的臂長&將比端部附近的臂長^短。這種構 型可能導致構架在中間區段中相對較硬。在需要柔軟端部和硬中間部的實施例中，4可在 約2mm和30mm之間，並且A 2在約2. 1mm和30. 1mm之間。例如，在用於CV或PV應用的構架 中，Ai可在約2mm和10mm之間，並且A2在約2. 1mm和10. 1mm之間，例如：2. SmnKAZSmm和 3mm<A2<9mm JmnKAMmm 和 4mm〈A2〈7. 5mm ;或 4mm<A1<5mm 和 5mm〈A2〈6mm〇
[0161] 在一個構架中存在兩個或更多個臂長的其他實施例中，臂長的變化可以與臂從中 點沿構架的位移有關。換句話講，隨著物體以某種方式遠離構架的中點朝端部移動，臂長可 逐步增加，所述方式在構架長度的中點的任一側給予構架以相同的幾何形狀並且因此提供 相同性質。在其他實施例中，可在沿著構架長度的任何點上採用不同的幾何形狀。應當理 解，上文所公開的\的值的範圍類似地適用於構架具有多個臂長的實施例。例如，在一個 實施例中，構架可在中間部具有在上文所公開的Ai的範圍中的一者之內的臂長，並且A x的 值可沿著構架的長度逐步遞增變化或以一些其他模式遞增變化，從而在端部達到A2的補充 範圍內的臂長。
[0162] 在圖7A中，第三參數：頂尖半徑標示為&。與Hx和Ax -樣，Rx可被設計以便在構 架中產生所需性質。在一些實施例中，每個頂尖的內半徑可形成弧，該弧具有基本上恆定的 半徑。如圖7A中的虛線所示，這個弧可延伸以在頂尖內形成圓。測量值艮是指如此描述的 弧和圓的半徑。另外，在一些實施例中，通過圍繞伸出芯軸的銷釘來模製金屬絲而形成構架 的臂和頂尖。所用銷釘的半徑為頂尖提供其形狀並且因此具有與頂尖基本相同的半徑。在 一些實施例中，R x沿著構架的整個長度為恆定的、在沿著構架長度的區內為恆定的或沿著 構架的整個長度有變化。Rx的大小變型可被用來與其他參數的變化結合以產生具有一組特 定性質的構架。通常，其中R x相對較小的構架區域將比其中Rx較大的區域剛硬。
[0163] 此外，在一些情況下，當壓縮金屬絲構架時，例如當構架設置在遞送導管內時，Rx 的較小值可導致構架中的應變相對較小。此外，相比於較小直徑的金屬絲，在壓縮時相對較 大直徑的金屬絲可導致通過Rx測量的半徑處或與該半徑相鄰處的應變相對較小。因此，在 一些情況下，可通過改變R x的值和形成構架的金屬絲的直徑來優化應變以用於特定設計。
[0164] 與其他變量類似，Rx可根據應用和構架的所需性質而取一系列的值。在一些實施 例中，R x可在約0. 12mm和1. 5mm之間，包括約0. 12至約0. 64mm。例如在用來與用於CV或PV 應用的支架一起使用的構架中，Rx可在約〇. 35mm和0. 70mm之間，例如：0. 35mm〈Rx〈0. 65mm ; 0. 35mm<Rx<0. 6mm ;或 0· 4mm〈Rx〈0. 5mm〇
[0165] 應當理解，無論Rx的值沿著構架的長度是否為恆定的，無論構架是否分為具有不 同Rx值的區，或無論Rx沿著構架的整個長度是否有變化，所公開的Rx的範圍均適用。
[0166] 以下結合圖10詳細討論第四參數：金屬絲直徑。
[0167] 圖7A示出了構架的兩個相鄰盤圈前部的切取視圖。圖示的盤圈部分意為示例性 的，提供三個參數H X、AX和Rx的清晰視圖。應當理解，這些參數中的全部三者可被設計以便 於產生具有特定性質的構架。在本發明範圍內可使用本文所公開的這些參數中的值、範圍 或相對大小的任何組合。作為這些值一併考慮的例子，在具有相對較硬中間部和較軟端部 的CV或PV構架的一個實施例中，H可為約4mm並且H 2為約5. 9mm A可為約4. 5mm並且 A2為約5. 6mm ;並且札為約0· 5mm。
[0168] 圖7B為構架的一個端部的近距離視圖。在其中構架由單個連續金屬絲形成的實 施例中，圖7B示出了一種方式，其中金屬絲的端頭656可聯結於構架。如圖所示，金屬絲可 被設置成使得最終盤圈接近前一個盤圈或基本上平行於前一盤圈繞行。該構型導致兩個盤 圈之間的頂尖至頂尖距離在金屬絲的端頭656附近減小。在一些實施例中，這種過渡能夠 沿著金屬絲長度在約4至8個頂尖的距離上發生。例如，如果構架被構造為沿著構架最接 近端部的區域具有頂尖至頂尖間距H 2'，則頂尖至頂尖距離將從H2'減小為較小距離，使得 在經過約4至8個頂尖後金屬絲的端頭656與前一個盤圈觸碰（如圖7B所示）。
[0169] 圖7C示出了構架的一部分的替代構型。在圖7C的實施例中，頂尖652'的相對高 度沿著金屬絲的長度交替變化。具體地講，在所示的實施例中，那些頂尖圍繞螺旋盤圈形成 較高頂尖、較矮頂尖、較高頂尖、較矮頂尖依次排列的圖案。在一些情況下，構架可被構造為 在構架的一個或兩個端部具有交替變化的頂尖。例如，如圖6所示的構架可被構造為在構 架的一個或兩個端部具有圖7C所示的頂尖652'和臂654'的圖案。頂尖的這種交替變化 圖案可以在構架端部使力沿著血管壁分布，由此產生相對無損傷端部。
[0170] 端頭656可以本領域已知的多種方式固定在構架上。端頭656可被雷射焊接或機 械壓接於構架。在其中構架作為還包括聚合物覆蓋物的醫療器械的構件的實施例中，端頭 656可以通過簡單地結合於覆蓋物加以固定。在其他情況下，可使用線絲將端頭656束縛 或綁紮到構架的相鄰部分。類似地，在一些情況下，可以將圍繞端頭656壓接不透X線標誌 物，以此方式將端頭656聯結於構架。另外，可利用本領域已知的其他方法。
[0171] 此外，在一些實施例中，構架可被構造為在沿著構架的一個或多個點處具有不透X 線標誌物。此類標誌物可被壓接到構架上。在其他實施例中，可將不透X線帶狀物（例如 金帶）穿線附接或施加到構架上。在一些實施例中，這些標誌物可位於構架的一個或兩個 端部或與其相鄰。可使用任何不透X線的材料，例如金或鉭。不透射線元件可被構造為有 利於器材的遞送和放置和/或便於在螢光鏡透視下觀察器材。
[0172] 再次參見圖6以及圖8和9,構架可被構造為具有擴口端。應當理解，在某些實施 例中，構架可在近端和遠端兩者具有擴口，僅在近端或僅在遠端具有擴口，或者在任一端均 不具有擴口。在這些實施例的某一些中，構架可在構架的中間部區具有基本上恆定的直徑， 其中端部向外擴口至較大直徑。應當理解，近端和遠端處的擴口的幾何形狀可以相同或可 以不相同。
[0173] 在圖6所示的實施例中，構架在構架的中間部具有直徑Di。沿著構架的整個中間 部該直徑可為恆定的。圖示實施例在端部具有第二直徑D 2。直徑的這一變化在構架的端部 形成"擴口區"即其中直徑增大的區域，並且構架因此可描述為包括"擴口"部分。在一些 實施例中，擴口區長度為約1mm至60mm。例如，在被構造為與設計用於CV或PV應用的支架 一起使用的某些構架中，擴口區長度可為約3mm至約25mm，例如：長度為約4mm至約15mm， 或約5mm至約10mm η
[0174] 中間部的支架直徑、一個或兩個擴口處的直徑或全部這些尺寸可被設計成比器材 將用於其中的體腔稍大。因此，器材的尺寸可導致與內腔發生幹涉並且減小器材在內腔中 遷移的可能性。另外，也可使用主動防遷移或固定元件，例如倒鉤或錨定件。
[0175] 圖8和9還示出了構架可在端部擴口的方式。直徑D/和Di "是指類似於Di的中 間部直徑，而D2'和D2"是指類似於D2的端部直徑。另外，如圖9所示，擴口端可在中間部 的構架的表面和擴口的表面之間形成角度α。在一些情況下，擴口區段將以恆定角度均勻 擴張，如圖9所示。在一些實施例中，角度α為約1度至約30度。例如，在被構造為與設 計成用於CV或PV應用的支架一起使用的一些構架中，α為約2度至8度，例如：約2. 5度 至約7度或約3度至約5度。在一個示例性實施例中，α可為約3. 6度。
[0176] 圖6的構架還具有長度L。應當理解，該長度可以根據所需的構架應用改變。在 其中構架在端部具有擴口區的實施例中，較長的構架可以具有或不具有按比例加長的擴口 區。在一些實施例中，無論構架的總體長度如何，該擴口區均可為上文所述的任何長度。
[0177] 本發明的構架可以按各種尺寸形成。在一些實施例中，L可為約10mm至約200_。 例如，在CV應用中，構架的長度L可為約40mm至100mm或在（例如）至少約50mm、60mm、 70mm、80mm或90mm之間的任何值。在PV應用中，構架的長度L可為約25mm至150mm或在 (例如）至少約50mm、75mm、100mm或125mm之間的任何值。在其他應用中，構架也可比這些 示例值更長或更短。
[0178] 同樣，構架可形成為具有多種直徑。在一些實施例中，構架的中間部直徑可為約 1mm至約45mm，包括約4mm至約40mm。例如，在CV或PV應用中，構架的中間部內徑可為約 3mm至16mm,或該範圍內的任何距離，例如約5mm和約14mm之間或約7mm和約10mm之間。 此外，在一些情況下，構架的直徑或類似直徑的測量值可以描述為其他構成要素的函數。例 如，構架可被構造為具有圍繞構架周長的特定數量的頂尖。例如，一些構架可被構造為具有 圍繞構架周長的約2至約30個頂尖。
[0179] 無論使用多大的中間部直徑，構架均可或可不被構造為具有擴口端。在一些CV實 施例中，擴口端的最大直徑比中間部直徑大約〇. 5mm至約2. 5_。例如，擴口端的最大直徑 可比中間部直徑大約1mm至約2mm，或者約1. 25mm至約1. 5mm，例如約1. 25mm或約1. 5mm。
[0180] 現在參見圖10,構架可由單個連續金屬絲形成。在一些實施例中，金屬絲可由鎳 鈦諾（ASTM F2063)或其他合適材料構成。在一些實施例中，金屬絲將具有約0.001英寸和 約0. 05英寸之間的直徑，包括約0. 005英寸至約0. 025英寸。例如，在設計成用於CV或PV 應用的一些構架中，金屬絲直徑可為約0. 008英寸至約0. 012英寸，包括其中金屬絲直徑為 約0. 009英寸至約0. 011英寸的某些實施例或其中金屬絲直徑為約0. 010英寸的實施例。 此外，被構造用於胸主動脈的構架可由直徑大到0.020英寸的金屬絲形成，包括直徑在約 0. 010英寸和0. 018英寸之間的金屬絲。
[0181] 圖10示出了在一些實施例中金屬絲650可如何以螺旋模式纏繞，從而產生沿著支 架的長度傾斜的盤圈。形成臂和頂尖的金屬絲的波浪可以該螺旋為中心，圖中用虛線660 表示螺旋。
[0182] 在一些實施例中，支架、移植物或其他管狀器材可包括沿著器材長度的錐形段。錐 形可被構造為在流體從器材的較小直徑部分過渡到器材的較大直徑部分時減小器材內的 流體流動速度。減小流體速度可被構造為促進層流，包括其中管狀構件被形成錐形以促進 器材下遊端處層流的情況。
[0183] 另外，在一些實施例中，支架或其他管狀構件可設置在兩個或更多個體腔之間的 接合處。例如，圖23A示出了設置在兩個體腔之間交匯處的支架702a。在一些實施例中，支 架702a可被構造為促進內腔交會處的層流。
[0184] 圖23B示出了具有錐形段705b的支架702b的一部分，該錐形段可被構造為減小 支架702b內的流速。在一些實施例中，例如圖23B的實施例中，錐形段705b可設置在支架 702b的下遊端部的上遊。圖23C示出了具有錐形段705c的支架702c的一部分的另一個 示例性實施例，所述區段與支架702c的下遊端部相鄰。任一種錐形段（705b、705c)都可與 任何支架結合使用，包括其中錐形段被構造為促進支架內和支架附近的層流的實施例。例 如，圖23A的支架702a可被構造為具有任一種錐形部分（705b、705c)以促進圖23A中支架 702a的出口處和體腔之間接合處的層流。
[0185] 使用旋轉紡絲塗層可有利於沿著錐形支架施用均一厚度的覆蓋物。例如，在一些 實施例中，旋轉紡絲塗層可被構造為均勻覆蓋由各種幾何體構成的器材。旋轉紡絲塗層可 沿著各種幾何體（例如錐體、臺肩等等）沉積基本上均勻的塗層。
[0186] 實Μ
[0187] 根據上文的公開內容製備了多個示例性PTFE墊。圖11Α-20為在每個示例性工藝 中製備的PTFE墊的SEM。以下這些實例用來進一步說明示例性實施例，並非旨在限制本發 明的範圍。
[0188] 實例 1
[0189] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 25. 71ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 05g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0190] 隨後在約3000RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於2英寸X2英寸 的鋁箔片上。收集片被設置成離開噴絲頭約10英寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開口。 隨後在約385 °C下將墊燒結約10分鐘。
[0191] 在本實例中製備的纖維上觀察到小珠。所得墊為約50微米厚。另外據觀察，墊大 體上非常疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為小至中等直徑。
[0192] 圖11A為在實例1的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖11A反映了 170倍 的放大率。圖11B為950倍放大率下的圖11A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0193] 實例 2
[0194] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 24. 00ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 07g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0195] 隨後在約4500RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於2英寸X 2英寸 的鋁箔片上。收集片被設置成離開噴絲頭約9. 5英寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開 口。隨後在約385 °C下將墊燒結約10分鐘。
[0196] 在本實例中可看到纖維的大致無規沉積以及纖維的相交或交叉性質。所得墊為約 50微米厚。另外據觀察，墊大體上疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為中等直徑。
[0197] 圖12A為在實例2的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖12A反映了 170倍 的放大率。圖12B為950倍放大率下的圖12A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0198] 實例 3
[0199] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 24. 00ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 07g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0200] 隨後在約4500RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於0. 5英寸直徑的 旋轉芯軸上。在本實例過程中芯軸以約200RPM旋轉。芯軸被設置成離開噴絲頭約9. 5英 寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開口。隨後在約385°C下將墊燒結約10分鐘。
[0201] 據觀察，在本實例中獲得的墊的纖維大體上對齊。所得墊為約50微米厚。另外據 觀察，墊大體上不太疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為中等直徑。
[0202] 圖13A為在實例3的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。與圖12A-樣，圖13A 反映了 170倍的放大率。圖13A示出了收集於旋轉芯軸上的纖維的大體上更齊的排列。具 體地講，圖12A和13A的比較示出了使用旋轉芯軸與使用片狀收集器在纖維對齊方面的對 比效果。圖13B為950倍放大率下的圖13A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0203] 實例 4
[0204] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 21. 43ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 10g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0205] 隨後在約6000RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於0. 5英寸直徑的 旋轉芯軸上。在本實例過程中芯軸以約200RPM旋轉。芯軸被設置成離開噴絲頭約9. 5英 寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開口。隨後在約385°C下將墊燒結約10分鐘。
[0206] 據觀察，在本實例中獲得的墊的纖維大體上對齊。所得墊為約50微米厚。另外據 觀察，墊大體上疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為大直徑。
[0207] 圖14A為在實例4的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖14A反映了 170倍 的放大率。圖14B為950倍放大率下的圖14A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0208] 實例 5
[0209] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 20. 56ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. llg/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0210] 隨後在約8000RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於2英寸X2英寸 的鋁箔片上。收集片被設置成離開噴絲頭約9. 5英寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開 口。隨後在約385 °C下將墊燒結約10分鐘。
[0211] 據觀察，在本實例中產生的墊具有大的纖維直徑分布，包括一些非常大的纖維。所 得墊為約50微米厚。另外據觀察，墊大體上疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為大 直徑。
[0212] 圖15為在實例5的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖15反映了 950倍的 放大率。
[0213] 實例 6
[0214] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 21. 43ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 10g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0215] 隨後在約6000RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於2英寸X2英寸 的鋁箔片上。收集片被設置成離開噴絲頭約9. 5英寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開 口。隨後在約385 °C下將墊燒結約10分鐘。
[0216] 在該墊的纖維上未觀察到有小珠形成。所得墊為約50微米厚。另外據觀察，墊大 體上不太疏鬆。類似地，觀察到的纖維直徑大體上為中等直徑。
[0217] 圖16A為在實例6的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖16A反映了 170倍 的放大率。圖16B為950倍放大率下的圖16A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0218] 實例 7
[0219] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 25. 71ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 05g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0220] 隨後在約3000RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於2英寸X 2英寸 的鋁箔片上。收集片被設置成離開噴絲頭約10英寸。噴絲頭上的小孔為約30孔規的開口。 隨後在約385 °C下將墊燒結約10分鐘。
[0221] 本實例製備了本文所公開的實例的最小直徑纖維。所得墊為約50微米厚。另外 據觀察，墊大體上密實。同樣，觀察到的纖維直徑大體上為小直徑。
[0222] 圖17A為在實例7的工序中產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖17A反映了 170倍 的放大率。圖17B為950倍放大率下的圖17A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0223] 實例 8
[0224] 按如下方式將60重量％ PTFE水分散體與ΡΕ0和水混合。將水添加至ΡΕ0以保 持每克PE02. 86ml水的比率。混合水和ΡΕ0,直至ΡΕ0完全溶解並且溶液產生稠凝膠。將 24. 00ml的60重量％ PTFE水分散體添加至溶解的ΡΕ0以獲得0. 07g/ml的ΡΕ0與PTFE分 散體的混合物。將混合物濾過70微米或更精細的過濾器以移除任何大顆粒。隨後使合併 的溶液靜置和/或在非攪拌罐式滾筒中混合，直至溶液實現均一性；在一些情況下，該過程 需要24至48小時。
[0225] 隨後在約3500RPM下將合併的溶液從噴絲頭旋轉紡出並且收集於0. 5英寸直徑的 旋轉芯軸上。在本實例過程中芯軸以約200RPM旋轉。在本實例中芯軸被水平地設置。芯 軸被沿著芯軸長度設置在與噴絲頭相距約4英寸和約6英寸的位置之間。噴絲頭上的小孔 為約30孔規的開口。隨後在約385°C下將墊燒結約10分鐘。
[0226] 所得墊為約45微米厚。另外據觀察，墊大體上密實。類似地，觀察到的纖維直徑 大體上為中等直徑。
[0227] 圖18A為在實例8的工序中所產生的旋轉紡絲PTFE墊的SEM。圖18A反映了 170 倍的放大率。圖18B為950倍放大率下的圖18A的旋轉紡絲PTFE的SEM。
[0228] 實例 9
[0229] 在水平旋轉芯軸上製備兩個單獨的納米纖維管並且從芯軸上移除每個管。根據實 例8中所詳述的相同工序製備每個管。隨後將兩個管中的第一管置於0. 5英寸直徑芯軸上 並且將緻密的0. 001英寸厚的FEP膜一次卷繞在第一管和芯軸周圍。用焊鐵以約320°C的 溫度將FEP膜"點焊"到位。
[0230] 隨後將第二納米纖維管套在FEP膜層上，並且將整個構造物在約330°C的烘箱中 放置約21分鐘。從烘箱中取出構造物並且讓其冷卻，然後從芯軸上取下構造物。
[0231] 圖19為370倍放大率下的該分層構造物的剖視圖。如該圖所示，頂部和底部層包 括納米纖維墊，同時中間的FEP層可被構造為對於組織向內生長和/或附著而言為更不可 透過的。
[0232] 實例 10
[0233] 在約3500RPM下將0. 07g/ml的ΡΕ0與PTFE分散體的混合物從噴絲頭旋轉紡出並 且收集於旋轉芯軸上。在本實例中芯軸在約200RPM下旋轉並且被水平地設置。芯軸被沿 著芯軸長度設置在與噴絲頭相距約4英寸和約6英寸的位置之間。噴絲頭上的小孔為約30 孔規的開口。隨後在約385°C下將墊燒結約10分鐘。
[0234] 隨後將FEP膜置於墊和芯軸周圍並且施用包裹材料以壓縮構造物。隨後將構造物 加熱至約330°C並保持約21分鐘。FEP部分熔融並且流入初始形成的墊中的間隙或開放孔 隙內。隨後移除壓縮包裹物。
[0235] 圖20為950倍放大率下的PTFE/FEP構造物的SEM。可看到FEP對於PTFE的處理 和相互作用。
[0236] 實例11 :內皮細朐附著分析
[0237] 在一些實施例中，可根據以下分析確定內皮細胞附著於材料的程度。如本文所用， 通過按照以下公開的步驟來確定"體外內皮細胞附著"的值。
[0238] 在該分析中，對旋轉紡絲PTFE樣品材料進行測試以確定其支持豬主動脈內皮細 胞的生長和/或附著的能力。從前面那些實例中所述的旋轉紡絲PTFE納米纖維墊中的一 者獲取一組樣品材料。另外，也對下文實例14中所述的材料A-Ι作了分析。
[0239] 首先，生成具有一系列內皮細胞接種密度的標準曲線以與PTFE材料樣品關聯。為 了生成該曲線，以完整培養基中每孔〇、2. 5K、5K、10K、20K、40K、60K和80K個內皮細胞的重 復組製備96孔板。使內皮細胞能夠附著於孔並且在37°C下在5% C02中保持90分鐘。在 90分鐘時，將50 μ 1的lmg/ml XTT(2, 3-雙-(2-甲氧基-4-硝基-5-磺苯基）-2H-四唑 輸-5-苯胺基甲醯）和32 μ Μ的PMS (5-甲基吩嗪硫酸甲酯）的工作儲備液添加至每個孔 並且在37°C下在5% C02中溫育3小時。主動呼吸細胞在存在中間電子受體PMS的情況下 將水溶性XTT轉化成水溶性橙色甲臢產物。因此，在溫育期之後，甲臢存在於每個孔的培養 基中的溶液中。在溫育後，通過移液將每個孔中的培養基均勻混合併且將150 μ 1轉移至新 的96孔板中的孔。一旦將來自標準品和未知物（稍後描述）的培養基轉移至該板，就在 450nm和650nm波長處讀取每個孔的光密度（0D)。從450nm吸光度中減去650nm波長處的 背景吸光度並且將結果繪圖。
[0240] 如本文所用，"光密度"可估量溶液中的吸光度。在本實例中，附著於材料並且可用 於與XTT/PMS反應的細胞數越多，上清液的顏色越暗（由於甲臢的量增加），並且因此樣品 的光密度（或吸光度）就越高。假設在實驗中所有細胞均在相同速率下將XTT轉化成其甲 臢衍生物，則光密度測量值與所附著細胞的數量成正比。
[0241] 為了量化針對測試材料所獲得的測量值，通過使用已知每個孔包含0、2.5K、5K、 10Κ、20Κ、40Κ、60Κ和80Κ個內皮細胞的孔測量光密度來生成標準曲線。在旋轉紡絲PTFE 材料樣品上培養豬主動脈內皮細胞以測量內皮細胞對材料樣品的附著。除了旋轉紡絲樣 品之外，還對多個膨體PTFE(ePTFE)材料樣品進行測試以提供對旋轉紡絲材料的參考或比 較。所用的ePTFE材料為可商購獲得的巴德公司的Impra直薄壁人造血管（Bard Impra Straight Thinwall Vascular Graft)(目錄號80S06TW)，其在相關文獻中通常用作對照材 料，因為已知其具有有利的生物學反應和有利的內皮細胞附著。
[0242] 首先對要測試的PTFE材料樣品和一些Beem包埋管進行環氧乙烷滅菌。在無菌區 域中將PTFE材料樣品置於Beem包埋管內。用200 μ 1的D-
[0243] PBS (Dulbecco的磷酸鹽緩衝鹽水）將PTFE材料預溼50分鐘。從包含PTFE材料 樣品的Beem包埋管中移除D-PBS並且隨後在200 μ 1的完整培養基中將Beem包埋管用50K 個內皮細胞接種，其中僅包含完整培養基的Beem對照包埋管除外。每種測試材料的僅含培 養基Beem包埋管對照物以與用內皮細胞接種的Beem包埋管相同的方式被處理。針對測試 材料的每項獨特分析對一個標準彎曲孔內的豬內皮細胞（先前所述）進行接種。
[0244] 允許內皮細胞在37°C下在5 % C02中附著90分鐘。在90分鐘時，對Beem包埋管 進行衝洗以移除未附著的細胞。首先小心地移除並且丟棄培養基。隨後用200 μ 1 D-PBS 對Beem包埋管進行小心衝洗，移除並且丟棄所述D-PBS。Beem包埋管隨後得到200 μ 1的 新鮮培養基。將50 μ 1的lmg/ml XTT (2, 3-雙-(2-甲氧基-4-硝基-5-磺苯基）-2H-四 唑情-5-苯胺基甲醯）和32 μ Μ的PMS (5-甲基吩嗪硫酸甲酯）的工作儲備液添加至每個 Beem包埋管並且在37°C下在5% C02中溫育3小時。與上文所述的標準彎曲孔一樣，按與 每個包埋管內的附著活細胞數量成比例製備XTT甲臢。通過移液將每個Beem包埋管中的 培養基均勻混合併且將150 μ 1轉移至清潔的96孔板中的空孔，所述孔板包含標準彎曲系 列的上清液。
[0245] 在450nm和650nm波長處讀取上清液的光密度（0D)。從450nm吸光度中減去650nm 波長處的背景吸光度並且將結果繪圖。從標準曲線結果內插附著於每個樣品的細胞數。
[0246] 通過將結果歸一化為附著於ePTFE對照材料的細胞數對附著於旋轉紡絲材料的 細胞數進行比較。10種旋轉紡絲材料樣品（來自實例14的材料A-Ι和來自前面那些實例 的1種材料）的內皮細胞附著在ePTFE對照材料內皮細胞附著的38. 9%和170%之間（約 40%至約170% )。10種材料中有9種的內皮細胞附著超過ePTFE對照材料的內皮細胞附 著的50% ; 10種中有8種超過60% ; 10種中有7種超過70% ; 10種中有5種超過80% ; 10 種中有4種超過100% ;1〇種中有3種超過125% ;並且10種中有2種超過150%。
[0247] 本文所公開的材料可被構造為實現如該分析所限定的各種量的體外內皮細胞附 著。如上所述，墊的百分孔隙率、墊的厚度和/或構成墊的纖維的直徑的變化可能影響墊的 特性，包括材料對該分析的響應。因此,本發明範圍內的材料的體外內皮細胞附著可達到 ePTFE對照材料的內皮細胞附著量的30%、40%、50%、75%、100%、125%、150%和170% 以上。
[0248] 實例12 :RPM的奪化
[0249] 在約4500RPM至約7000RPM的各種旋轉速度下從噴絲頭旋轉紡出0. 08g/ml的 ΡΕ0與PTFE分散體的混合物。將纖維收集於平片上，隨後在約385°C下燒結約15分鐘。圖 21A-21E為在不同旋轉速度下製備的五個墊的SEM。圖21A(170倍）為在4500RPM下紡制 的旋轉紡絲材料的SEM。圖21B(170倍）為在5000RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖 21C(170倍）為在5500RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖21D(170倍）為在6000RPM下 紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖21E (170倍）為在7000RPM下紡制的旋轉紡絲材料的SEM。
[0250] 據觀察，在該實驗和相關實驗過程中，分散體的最佳旋轉速度至少部分地取決於 其他參數，例如溶液的粘度。在一些實施例中，據觀察特別高或特別低的旋轉速度生成具有 特別大纖維直徑、枝杈狀、斷裂纖維或裂紋的墊。可利用多種旋轉速度，具體取決於例如要 紡絲的材料的類型和特定溶液的粘度或其他參數。在其中PE0/PTFE混合物由分散體紡制 的一些實施例中，旋轉速度可在約1000RPM和約10, 000RPM之間變化，包括約3000RPM至約 5500RPM的旋轉速度。
[0251] 實例13 :PE0/PTFE濃度的奪型
[0252] 如結合實例12所述，要紡絲的分散體或混合物的粘度可能影響纖維和墊形成。在 本實例中，在5000RPM下旋轉紡絲各種濃度的ΡΕ0與PTFE分散體。將纖維收集於平片上， 隨後在約385°C下燒結約15分鐘。圖22A-22D為通過以四種不同濃度紡絲而製備的四個墊 的SEM。圖22A(170倍）為由0. 08g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖 22B(170倍）為由0.09g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖22C(170倍） 為由0· 10g/ml PE0/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM。圖22D(170倍）為由0· llg/ ml PEO/PTFE混合物紡制的旋轉紡絲材料的SEM。
[0253] 具有較高濃度的ΡΕ0與PTFE分散體的混合物往往比較低濃度的更粘稠。同樣，據 觀察混合物的粘度和ΡΕ0的濃度影響纖維在收集器上的形成和沉積。可使用多種混合物 和粘度，具體取決於例如要紡制材料的類型和特定溶液的其他參數。在其中PE0/PTFE混 合物由分散體紡制的一些實施例中，相對於PTFE分散體的ΡΕ0濃度可在約0. 08g/ml至約 0. llg/ml的範圍內。
[0254] 實例14 :體內牛物學反應
[0255] 製備9個旋轉紡絲PTFE墊（下文標示為材料A-Ι)和三個多層構造物（下文標示 為材料J、K和L)以評估材料在體內的相對生物相容性。通過旋轉紡絲0.06g/ml PE0/PTFE 混合物、收集纖維並且在385°C下燒結墊製備材料A-Ι。使用各種針頭孔規尺寸和旋轉速度 產生材料，如下表1所示。測得材料A-Ι中的每一者均具有約45%和約50%之間的百分孔 隙率。
[0256]
[0257] m 1

【權利要求】
1. 一種醫療器械，所述醫療器械包括第一層旋轉紡絲聚四氟乙烯（PTFE)。
2. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述旋轉紡絲PTFE包括PTFE納米纖維的墊。
3. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述旋轉紡絲PTFE包括PTFE微纖維的墊。
4. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述旋轉紡絲PTFE通過小孔旋轉紡絲。
5. 根據權利要求1所述的醫療器械，所述醫療器械進一步包括第二層旋轉紡絲PTFE纖 維，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE被設置成使得它限定所述醫療器械的第一表面並且所 述第二層旋轉紡絲PTFE被設置成使得它限定所述醫療器械的第二表面。
6. 根據權利要求5所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有約30%和約 80 %之間的平均百分孔隙率。
7. 根據權利要求6所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有約40 %和約 60 %之間的平均百分孔隙率。
8. 根據權利要求5所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有被構造為允許 組織在所述醫療器械的所述第一表面上向內生長的平均孔徑。
9. 根據權利要求5所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE允許組織向內生 長。
10. 根據權利要求5所述的醫療器械，其中所述第二層旋轉紡絲PTFE具有約50%或更 低的平均百分孔隙率。
11. 根據權利要求5所述的醫療器械，其中所述第二層旋轉紡絲PTFE具有被構造為抵 抗組織向內長入或穿過所述醫療器械的所述第二表面的平均孔徑。
12. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述醫療器械進一步包括與所述醫療器械 端部相鄰的套箍，所述套箍被構造為允許組織向內長入或組織附著於所述套箍。
13. 根據權利要求5所述的醫療器械，所述醫療器械進一步包括設置在所述第一層旋 轉紡絲PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE之間的粘結層。
14. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述粘結層被構造為抑制組織向內長入或 穿過所述粘結層。
15. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述粘結層被構造為抑制流體通過所述粘 結層。
16. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE和所述第二層旋 轉紡絲PTFE以及所述粘結層被構造為抑制不利炎性反應。
17. 根據權利要求16所述的醫療器械，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE和所述第二層旋 轉紡絲PTFE以及所述粘結層被構造為抑制增生組織生長，包括新生內膜或假性內膜增生。
18. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述粘結層包含PTFE。
19. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述粘結層為熱塑性聚合物。
20. 根據權利要求13所述的醫療器械，其中所述粘結層為氟化乙烯丙烯（FEP)。
21. 根據權利要求20所述的醫療器械，其中所述FEP部分地粘合於所述第一層旋轉紡 絲PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE的纖維。
22. 根據權利要求21所述的醫療器械，其中所述FEP流入並且塗覆所述第一層旋轉紡 絲PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE的纖維。
23. 根據權利要求22所述的醫療器械，其中所述FEP塗覆所述第一層和所述第二層的 纖維，同時保持所述層的孔隙度。
24. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述旋轉紡絲PTFE由包含PTFE、聚環氧乙 烷（PEO)和水的混合物形成。
25. 根據權利要求24所述的醫療器械，其中通過將PTFE分散體與溶於水的PEO混合而 形成所述混合物。
26. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述PTFE在不存在電場的情況下旋轉紡絲。
27. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述醫療器械進一步包括延伸至分叉的一 個主要內腔和從所述分叉延伸的兩個分支內腔。
28. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述醫療器械進一步包括一個主要內腔和 從所述主要內腔的壁延伸的一個或多個分支內腔。
29. 根據權利要求1所述的醫療器械，其中所述醫療器械進一步包括加強層。
30. 根據權利要求29所述的醫療器械，其中所述加強層包括粘結層。
31. 根據權利要求30所述的醫療器械，其中所述加強層包含膨體PTFE (ePTFE)。
32. 根據權利要求31所述的醫療器械，其中所述ePTFE被取向成在特定方向上賦予特 定性質。
33. 根據權利要求32所述的醫療器械，其中所述ePTFE被取向成在至少一個方向上抵 抗蠕變。
34. 根據權利要求29所述的醫療器械，其中所述醫療器械包括被構造為在一個或多個 方向上賦予一種或多種性質的多個加強層。
35. -種支架，所述支架包括： 構架，所述構架被構造為當設置於患者內腔中時抵抗徑向壓縮；和 設置在所述骨架結構的至少一部分上的覆蓋物，所述覆蓋物覆蓋物包括第一層旋轉紡 絲聚四氟乙烯（PTFE)。
36. 根據權利要求35所述的支架，其中所述旋轉紡絲PTFE包括PTFE納米纖維的墊。
37. 根據權利要求35所述的支架，其中所述旋轉紡絲PTFE包括PTFE微纖維的墊。
38. 根據權利要求35所述的支架，其中所述旋轉紡絲PTFE通過小孔旋轉紡絲。
39. 根據權利要求35所述的支架，所述支架進一步包括第二層旋轉紡絲PTFE纖維，其 中所述支架形狀大致為管狀，並且所述第一層旋轉紡絲PTFE被設置成使得它限定所述支 架的內表面，並且所述第二層旋轉紡絲PTFE被設置成使得它限定所述支架的外表面。
40. 根據權利要求39所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有約30%和約 80 %之間的平均百分孔隙率。
41. 根據權利要求40所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有約40%和約 60 %之間的平均百分孔隙率。
42. 根據權利要求39所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE具有被構造為允許所 述組織在所述支架的所述內表面上向內生長的平均孔徑。
43. 根據權利要求39所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE允許組織向內生長。
44. 根據權利要求39所述的支架，其中所述第二層旋轉紡絲PTFE具有約50%或更低 的平均百分孔隙率。
45. 根據權利要求39所述的支架，其中所述第二層旋轉紡絲PTFE具有被構造為抵抗組 織向內長入或穿過所述第二層旋轉紡絲PTFE的平均孔徑。
46. 根據權利要求35所述的支架，所述支架進一步包括與所述支架端部相鄰的套箍， 所述套箍被構造為允許組織向內長入所述套箍。
47. 根據權利要求39所述的支架，所述支架進一步包括設置在所述第一層旋轉紡絲 PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE之間的粘結層。
48. 根據權利要求47所述的支架，其中所述粘結層被構造為抑制組織向內長入所述粘 結層。
49. 根據權利要求47所述的支架，其中所述粘結層被構造為抑制流體通過所述粘結 層。
50. 根據權利要求47所述的支架，其中所述粘結層包含PTFE。
51. 根據權利要求47所述的支架，其中所述粘結層為熱塑性聚合物。
52. 根據權利要求47所述的支架，其中所述粘結層為氟化乙烯丙烯（FEP)。
53. 根據權利要求52所述的支架，其中所述FEP部分地粘合於所述第一層旋轉紡絲 PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE的所述纖維。
54. 根據權利要求47所述的支架，其中所述第二層旋轉紡絲PTFE材料被構造為允許組 織向內長入所述第二層內以減少器材移動。
55. 根據權利要求47所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE和所述第二層旋轉紡 絲PTFE以及所述粘結層被構造為抑制增生組織生長，例如新生內膜或假性內膜增生。
56. 根據權利要求35所述的支架，其中所述第一層旋轉紡絲PTFE和所述第二層旋轉紡 絲PTFE以及所述粘結層被構造為抑制不利炎性反應。
57. 根據權利要求53所述的支架，其中所述FEP流入並且塗覆所述第一層旋轉紡絲 PTFE和所述第二層旋轉紡絲PTFE的所述纖維。
58. 根據權利要求57所述的支架，其中所述FEP塗覆所述第一層和所述第二層的所述 纖維，同時保持所述層的所述孔隙度。
59. 根據權利要求35所述的支架，其中所述旋轉紡絲PTFE由包含PTFE、聚環氧乙烷 (PEO)和水的混合物形成。
60. 根據權利要求59所述的支架，其中通過將PTFE分散體與溶於水的PEO混合而形成 所述混合物。
61. 根據權利要求35所述的支架，其中所述旋轉紡絲PTFE被旋轉紡絲到旋轉芯軸上。
62. 根據權利要求35所述的支架，其中所述PTFE在不存在電場的情況下旋轉紡絲。
63. 根據權利要求35所述的支架，其中所述構架由單根金屬絲構成。
64. 根據權利要求63所述的支架，其中所述金屬絲圍繞所述支架的中心軸線螺旋地盤 卷。
65. 根據權利要求64所述的支架，其中所述金屬絲具有限定頂尖和臂的波浪形圖案。
66. 根據權利要求65所述的支架，其中與所述支架端部相鄰的交替變化的頂尖具有不 同的相對高度。
67. 根據權利要求65所述的支架，其中每個頂尖具有約0. 12mm和0. 64mm之間的半徑。
68. 根據權利要求65所述的支架，其中所述支架具有設置在所述支架的所述中間部附 近的第一部分和設置在所述支架的所述端部附近的第二部分和第三部分，並且設置在所述 第二部分和第三部分內的所述臂比設置在所述第一部分內的所述臂相對更長。
69. 根據權利要求65所述的支架，其中距離即頂尖至頂尖長度定義為第一頂尖和第 二頂尖之間的距離，其中所述第一頂尖位於金屬絲的第一盤圈上並且所述第二頂尖位於與 所述第一盤圈相鄰的金屬絲的第二盤圈上，並且其中所述第一頂尖和所述第二頂尖基本上 位於所述支架的所述外表面上的一條直線上，所述直線與所述支架的中心軸線共面並且平 行，其中與所述支架的所述端部附近的所述頂尖至頂尖距離相比，在所述支架的所述中間 部的所述頂尖至頂尖距離較小。
70. 根據權利要求65所述的支架，其中所述支架被構成為使得所述支架的中間部比所 述支架的第一和第二端部相對不易壓縮。
71. 根據權利要求35所述的支架，其中所述支架進一步包括延伸至分叉的一個主要內 腔和從所述分叉延伸的兩個分支內腔。
72. 根據權利要求35所述的支架，其中所述支架進一步包括一個主要內腔和從所述主 要內腔的壁延伸的一個或多個分支內腔。
73. 根據權利要求35所述的支架，其中所述支架進一步包括加強層。
74. 根據權利要求73所述的支架，其中所述加強層包括粘結層。
75. 根據權利要求73所述的支架，其中所述加強層由膨體PTFE(ePTFE)構成。
76. 根據權利要求75所述的支架，其中所述ePTFE被取向成在特定方向上賦予特定性 質。
77. 根據權利要求75所述的支架，其中所述ePTFE被取向成在至少一個方向上抵抗蠕 變。
78. 根據權利要求73所述的支架，其中所述支架包括被構造為在一個或多個方向上賦 予一種或多種性質的多個加強層。
79. -種構造醫療器械的方法，所述方法包括： 將第一管的聚四氟乙烯（PTFE)旋轉紡絲到芯軸上並且燒結所述第一管。
80. 根據權利要求79所述的方法，其中所述第一管的PTFE被旋轉紡絲到旋轉芯軸上。
81. 根據權利要求80所述的方法，其中所述芯軸被設置成與旋轉紡絲噴絲頭的旋轉軸 線基本垂直。
82. 根據權利要求79所述的方法，其中將第二管的旋轉紡絲PTFE施加在所述第一層周 圍。
83. 根據權利要求82所述的方法，其中在施加所述第二管的旋轉紡絲PTFE之前，圍 繞所述第一管施加骨架結構並且圍繞所述第一管和所述骨架結構施加氟化乙烯丙烯（FEP) 層。
84. 根據權利要求83所述的方法，其中所述FEP層被構造為抑制組織向內長入或穿過 所述FEP層。
85. 根據權利要求83所述的方法，其中所述醫療器械被加熱到使得所述FEP層粘合於 所述第一管和所述第二管。
86. 根據權利要求85所述的方法，其中所述FEP部分地粘合於所述第一管和所述第二 管的纖維。
87. 根據權利要求86所述的方法，其中所述FEP流入並且塗覆所述第一管和所述第二 管的纖維。
88. 根據權利要求87所述的方法，其中所述FEP塗覆所述第一管和所述第二管的所述 纖維，同時保持所述管的所述孔隙度。
89. 根據權利要求82所述的方法，其中通過將所述第二管的PTFE旋轉紡絲到旋轉芯軸 上並且燒結所述第二管而形成所述第二管的旋轉紡絲PTFE。
90. 根據權利要求89所述的方法，其中在對所述醫療器械進行加熱處理之前，圍繞所 述第二管施加壓縮包裹物。
91. 根據權利要求79所述的方法，其中將所述第一管的PTFE旋轉紡絲包括將PTFE分 散體與聚環氧乙烷（PEO)混合，其中所述PEO溶於水中以形成混合物，並且將所述混合物從 小孔排出到旋轉芯軸上。
92. 根據權利要求91所述的方法，其中所述混合物通過離心力排出。
93. 根據權利要求79所述的方法，所述方法進一步包括聯結於所述醫療器械的端部的 套箍，所述套箍被構造為允許組織向內長入所述套箍。
94. 根據權利要求79所述的方法，其中所述PTFE在不存在電場的情況下旋轉紡絲。
95. 根據權利要求79所述的方法，其中所述芯軸包括一個主要部分和兩個支腿部，所 述主要部分被構造為與分叉醫療器械的主要內腔重合併且所述兩個支腿部被構造為與分 叉醫療器械的支腿部重合。
96. 根據權利要求95所述的方法，其中可從所述芯軸的所述主要部分移除所述芯軸的 所述兩個支腿部。
97. 根據權利要求96所述的方法，其中通過在旋轉紡絲纖維的同時繞所述芯軸的所述 支腿部的軸線旋轉所述芯軸並且在旋轉紡絲纖維的同時繞所述芯軸的所述主要部分的軸 線旋轉所述芯軸對所述第一管旋轉紡絲。
98. -種用於促進內皮細胞在植入式醫療器械上生長的方法，所述方法包括： 將所述醫療器械植入患者體內，所述醫療器械塗覆有至少一個紡絲纖維聚合物層，所 述層具有約30%和約80%之間的百分孔隙率，使得內皮細胞在所述至少一個聚合物層的 表面上生長或附著。
99. 根據權利要求98所述的方法，其中所述植入式醫療器械包括被覆蓋的支架或支架 移植物。
100. 根據權利要求98所述的方法，其中所述植入式醫療器械包括移植物。
101. 根據權利要求98所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層包括纖維PTFE層。
102. 根據權利要求98所述的方法，其中所述醫療器械塗覆有抑制組織向內生長的第 二聚合物層。
103. 根據權利要求102所述的方法，其中所述第二聚合物層包括FEP層。
104. 根據權利要求101所述的方法，其中所述纖維PTFE包括旋轉紡絲無規PTFE微纖 維或納米纖維的纖維墊。
105. 根據權利要求98所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述植入式醫療器械 的所述至少一個聚合物層被構造為允許至少50%的體外內皮細胞附著。
106. 根據權利要求105所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述植入式醫療器械 的所述至少一個聚合物層被構造為允許至少75%的體外內皮細胞附著。
107. 根據權利要求106所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述植入式醫療器械 的所述至少一個聚合物層被構造為允許至少100%的體外內皮細胞附著。
108. 根據權利要求107所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述植入式醫療器械 的所述至少一個聚合物層被構造為允許至少125%的體外內皮細胞附著。
109. 根據權利要求108所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述植入式醫療器械 的所述至少一個聚合物層被構造為允許至少150%的體外內皮細胞附著。
110. 根據權利要求98所述的方法，其中所述至少一個聚合物層的所述百分孔隙率在 約40%和約60%之間。
111. 根據權利要求98-110中任一項所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層被構造 為在植入鼠體兩周後允許至少50%、75%、90%、95%或100%的細胞滲透。
112. 根據權利要求98-110中任一項所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層被構造 為抑制新生內膜增生反應。
113. 根據權利要求98-110中任一項所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層在置於 體內的情況下在植入鼠體兩周後具有小於100、90、70或50的Η評分。
114. 根據權利要求98-110中任一項所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層被構造 為在置於體內時抵抗纖維囊形成，使得所述紡絲纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小於 35 μ m、30 μ m、25 μ m、20 μ m或15 μ m的平均纖維囊厚度。
115. -種用於促進細胞長入植入式醫療器械內的方法，所述方法包括： 獲取塗覆有至少一個紡絲纖維聚合物層和對於細胞生長為基本上不可透過的至少一 個層的醫療器械；以及 將所述醫療器械植入患者體內，使得所述醫療器械的所述纖維聚合物層與體液或身體 組織直接接觸。
116. 根據權利要求115所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被構造為在植入 鼠體兩周後允許至少50%的細胞滲透。
117. 根據權利要求116所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被構造為在植入 鼠體兩周後允許至少75%的細胞滲透。
118. 根據權利要求117所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被構造為在植入 鼠體兩周後允許至少90%的細胞滲透。
119. 根據權利要求118所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被構造為在植入 鼠體兩周後允許至少95%的細胞滲透。
120. 根據權利要求119所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被構造為在植入 鼠體內兩周後允許基本上100%的細胞滲透。
121. 根據權利要求115所述的方法，其中所述至少一個基本上不可透過的層被構造為 在植入鼠體內兩周後允許小於20%的細胞滲透。
122. 根據權利要求121所述的方法，其中所述至少一個基本上不可透過的層被構造為 在植入鼠體內兩周後允許小於10%的細胞滲透。
123. 根據權利要求122所述的方法，其中所述至少一個基本上不可透過的層被構造為 在植入鼠體內兩周後基本上不允許任何細胞滲透。
124. 根據權利要求115所述的方法，其中所述至少一個基本上不可透過的層被構造為 抑制流體通過所述層。
125. 根據權利要求115-124中任一項所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述至 少一個纖維聚合物層被構造為允許至少 5〇%、75%、1〇〇%、125%或15〇%的體外內皮細胞 附著。
126. 根據權利要求115-124中任一項所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被 構造為抑制新生內膜增生反應。
127. 根據權利要求115-124中任一項所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層在 置於體內的情況下在植入鼠體兩周後具有小於100、90、70或50的Η評分。
128. 根據權利要求115-124中任一項所述的方法，其中所述至少一個纖維聚合物層被 構造為在置於體內時抵抗纖維囊形成，使得所述紡絲纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有 小於35 μ m、30 μ m、25 μ m、20 μ m或15 μ m的平均纖維囊厚度。
129. -種用於抑制對植入式醫療器械的新生內膜增生反應的方法，所述方法包括： 將所述醫療器械植入患者體內，所述醫療器械塗覆有包括多孔墊的紡絲纖維聚合物層 和抑制組織向內長入或穿過所述第二聚合物層的第二聚合物層。
130. 根據權利要求129所述的方法，其中所述纖維聚合物層允許內皮細胞在所述纖維 聚合物層的表面上生長或附著。
131. 根據權利要求129所述的方法，其中所述纖維聚合物層包括纖維PTFE層並且所述 第二聚合物層包括FEP層。
132. 根據權利要求129所述的方法，其中所述醫療器械塗覆有包括纖維PTFE層的第三 聚合物層，使得所述FEP層設置在所述纖維聚合物層和所述第三聚合物層之間。
133. 根據權利要求132所述的方法，其中所述纖維聚合物層和所述第三聚合物層分別 包括旋轉紡絲微纖維或納米纖維PTFE墊。
134. 根據權利要求133所述的方法，其中所述第二聚合物層包括旋轉紡絲FEP墊。
135. 根據權利要求129-134中任一項所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述纖 維聚合物層被構造為允許至少50%、75%、100%、125%或150%的體外內皮細胞附著。
136. 根據權利要求129-134中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為在 植入鼠體兩周後允許至少50%、75%、90%、95%或100%的細胞滲透。
137. 根據權利要求129-134中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層在置於體內 的情況下在植入鼠體兩周後具有小於100、90、70或50的Η評分。
138. 根據權利要求129-134中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為 在置於體內時抵抗纖維囊形成，使得所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小於35 μ m、 30 μ m、25 μ m、20 μ m或15 μ m的平均纖維囊厚度。
139. -種用於抑制對植入式醫療器械的炎性反應的方法，所述方法包括： 將所述醫療器械植入患者體內，所述醫療器械塗覆有紡絲纖維聚合物層，其中所述紡 絲纖維聚合物層在置於體內的情況下在植入鼠體兩周後具有小於100的Η評分。
140. 根據權利要求139所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層在置於體內的情況下 在植入鼠體兩周後具有小於90的Η評分。
141. 根據權利要求140所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層在置於體內的情況下 在植入鼠體兩周後具有小於70的Η評分。
142. 根據權利要求141所述的方法，其中所述紡絲纖維聚合物層在置於體內的情況下 在植入鼠體兩周後具有小於50的Η評分。
143. 根據權利要求139所述的方法，其中所述纖維聚合物層包括多孔的旋轉紡絲PTFE 墊。
144. 根據權利要求139-143中任一項所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述纖 維聚合物層被構造為允許至少50%、75%、100%、125%或150%的體外內皮細胞附著。
145. 根據權利要求139-143中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為在 植入鼠體兩周後允許至少50%、75%、90%、95%或100%的細胞滲透。
146. 根據權利要求139-143中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為抑 制新生內膜增生反應。
147. 根據權利要求139-143中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為 在置於體內時抵抗纖維囊形成，使得所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小於35 μ m、 30 μ m、25 μ m、20 μ m或15 μ m的平均纖維囊厚度。
148. -種用於抑制醫療器械上纖維囊生長的方法，所述方法包括： 將所述醫療器械植入患者體內，所述醫療器械塗覆有紡絲纖維聚合物層，其中所述纖 維聚合物層被構造為在置於體內時抵抗纖維囊形成，使得所述纖維聚合物層在植入鼠體兩 周后具有小於35 μ m的平均纖維囊厚度。
149. 根據權利要求148所述的方法，其中所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小 於30 μ m的平均纖維囊厚度。
150. 根據權利要求149所述的方法，其中所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小 於25 μ m的平均纖維囊厚度。
151. 根據權利要求150所述的方法，其中所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小 於20 μ m的平均纖維囊厚度。
152. 根據權利要求151所述的方法，其中所述纖維聚合物層在植入鼠體兩周後具有小 於15 μ m的平均纖維囊厚度。
153. 根據權利要求148所述的方法，其中所述纖維聚合物層包括多孔的旋轉紡絲PTFE 墊。
154. 根據權利要求148-154中任一項所述的方法，其中相比於ePTFE對照材料，所述纖 維聚合物層被構造為允許至少50%、75%、100%、125%或150%的體外內皮細胞附著。
155. 根據權利要求148-154中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為在 植入鼠體兩周後允許至少50%、75%、90%、95%或100%的細胞滲透。
156. 根據權利要求148-154中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層被構造為抑 制新生內膜增生反應。
157. 根據權利要求148-154中任一項所述的方法，其中所述纖維聚合物層在置於體內 的情況下在植入鼠體兩周後具有小於100、90、70或50的Η評分。
【文檔編號】A61L27/34GK104114201SQ201380005709
【公開日】2014年10月22日 申請日期:2013年1月15日 優先權日:2012年1月16日
【發明者】約翰·威廉·霍爾, 澤凱·埃勒, 羅伯特·S·凱拉爾, 雷切爾·萊恩·西蒙斯, 巴爾特·多爾馬奇, 韋恩·L·莫厄爾, 羅伯特·J·拉德福德 申請人:美國醫療設備有限公司