JP4057238B2 - Encapsulated Intraluminal Stent-Method of Manufacturing a Graft - Google Patents

Abstract

Shape memory alloy and elastically self-expanding endoluminal stents which are at least partially encapsulated in a substantially monolithic expanded polytetrafluoroethylene ("ePTFE") covering. An endoluminal stent, which has a reduced diametric dimension for endoluminal delivery and a larger in vivo final diametric diameter, is encapsulated in an ePTFE covering which circumferentially covers both the luminal and abluminal walls along at least a portion of the longitudinal extent of the endoluminal stent. The shape memory endoluminal stent is fabricated from a shape memory alloy which exhibits either shape memory or pseudoelastic properties or from an elastic material having an inherent spring tension.

Description

【０００１】
【関連出願に対するクロスレフェレンス】
本出願は、両者とも１９９６年９月１９日開示の国際公開第９６／２８１１５号として公開された、１９９５年３月１０日に出願の同時係属特許出願第０８／４０１，８７１号の部分係属出願である、１９９５年９月１５日出願の同時係属国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ９５／１１８１７号、並びに１９９８年２月２日出願の、同時係属国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ９８／０２３６１号の部分係属出願であり、各々が本明細書中に全文を記載されるかのように、引用することにより明白に取り込まれている。
【０００２】
（発明の背景）
本発明は概括的に、移植可能な管腔内装置、特に管腔内ステントに関する。大部分の管腔内ステントに認められる開放格子のために、これらの種類の装置に伴う主要な問題は、ステント配置後に起こる血管の閉塞である。組織の内部への伸長及び新生内膜の過形成は、時間を経過すると、処置された内腔の開通直径を著しく縮小させ、更なる治療を必要とする。本発明は、組織の内部への伸長及び新生内膜の過形成を防止し又は遅らせ、それにより、最初の処置後に、より長期間にわたり管腔の開通性を維持するような、生物相溶性のバリヤー材料の使用を取り入れている。生物不活性のバリヤー材料としての、膨張したポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）の使用法は多数の文献に記載されている。幾つかのその好ましい態様に従って、本発明は、部分的又は全体的にステント格子を包埋し、それによりステントの開通性を改善する適切なバリヤーを提供するために、１９９８年２月２日に出願の同時係属国際特許出願第９８／０２３６１号に記載されたような半径方向に膨張性のｅＰＴＦＥ材料を使用している。
【０００３】
本発明の管腔内ステント−移植片装置は、適切な配達システム、外科的切開が実施される切開法及び、外科的切開部分を通って移植された管腔内装置を使用する経皮的配達により、あるいは、腹腔鏡又は内視鏡を使用する配達により、移植されることができる。より具体的には、本発明は、形状記憶合金並びに、実質的に一体式の膨張したポリテトラフルオロエチレン（「ｅＰＴＦＥ」）カバー中に少なくとも一部分は封入されている自己膨張性管腔内ステント、に関する。本発明に従うと、管腔内配達のための縮小した直径のディメンション及び、インビボの、より大きい最終直径ディメンションをもつ管腔内ステントが、管腔内ステントの縦の部分の少なくとも一部に沿って、管腔の内壁及び外壁の両者を円周からカバーするｅＰＴＦＥカバー中に封入される。管腔内ステントは好ましくは、形状記憶又は疑似弾性の特性のどちらかを示す形状記憶合金から、あるいは固有のばね張力をもつ弾性物質から製造される。本発明の第１の態様においては、管腔内ステントは、ステントの縮小した直径のディメンションにおいてｅＰＴＦＥカバー内に封入され、インビボでバルーンで膨張され、ｅＰＴＦＥカバーを半径方向に変形させる。管腔内ステントは熱による歪みの回復、疑似弾性応力−歪み動態又は哺乳動物の体温における弾性動態を示すもののいずれかの可能性がある。その縮小された直径のディメンションにある間は、ｅＰＴＦＥ封入カバーは全体的に、熱による歪みの回復、疑似弾性応力−歪み動態又は哺乳動物の体温における弾性動態のどれかを示すことから管腔内ステントを拘束する。ｅＰＴＦＥカバーの半径方向の変形が、変形されていないｅＰＴＦＥカバーによる管腔内ステント上に働く拘束力を解放して、ステントを半径方向に膨張させる。本発明の第２の態様においては、形状記憶合金から製造された管腔内ステントが、その最終直径ディメンションにおいて封入され、封入された管腔内ステント−移植片をその縮小された直径ディメンションにおいて操作して、マルテンサイトのオーステナイト転移の影響下でインビボで半径方向に膨張される。本発明の第３の態様においては、固有のばね張力をもつ材料から製造された自己膨張性管腔内ステントを、その最終直径ディメンションにおいて封入し、縮小された直径のディメンションに操作され、そして管腔内配達のために外部から拘束する。インビボにおける外部からの拘束の解放時に、自己膨張性ステントによりかけられたばね張力が、ステント及びｅＰＴＦＥ封入カバーの両方を、半径方向に拡大された直径に、半径方向に膨張させる。本発明の第４の態様においては、管腔内ステントは固有の弾性ばね張力をもつ材料で製造され、管腔内配達に適した縮小したディメンションで封入され、そしてインビボで、バルーン膨張させて、ｅＰＴＦＥカバーを半径方向に変形させる。
【０００４】
形状記憶合金は、ある熱又は応力条件にさらされる時に、規定の形状又はサイズに復帰する能力を示す金属材料の群である。形状記憶合金は概括的に、比較的低温で可塑的に変形されることができ、比較的高温にさらされると、変形前の規定の形状又はサイズに復帰する。形状記憶合金は更に、熱弾性マルテンサイトを生成するものと定義することができる。熱可塑性マルテンサイトを生成する形状記憶合金は、マルテンサイト転移温度より下で双晶形成機序により合金を変形させる種類のマルテンサイト転移を経過する。その場合、双晶形成構造が加熱時に、母体のオーステナイト相に逆転する時に、その変形は逆転される。オーステナイト相は、材料が低い歪み状態にある時に存在し、一定の温度で存在する。マルテンサイト相は温度誘導マルテンサイト（ＴＩＭ）又は応力誘導マルテンサイト（ＳＩＭ）のどちらかの可能性がある。形状記憶材料が、オーステナイト状態が最初に安定である、Ｍ_sで表される、マルテンサイト形成の開始温度より上の温度で、しかしＭ_dで表される、マルテンサイト形成が起こり得る最大温度より下で、応力を受ける時は、材料は最初に、弾性的に変形し、そして臨界応力が達せられると、それは応力誘導マルテンサイトの形成により転移を開始する。温度が、Ａ_sで表される、オーステナイト形成の開始温度より上であるか又は下であるかに応じて、変形応力が解放される時の動態が異なる。温度がＡ_sより下である場合は、応力誘導マルテンサイトは安定であるが、温度がＡ_sより上の場合は、マルテンサイトは不安定で、オーステナイトに逆転し、試料はその最初の形状に復帰する。米国特許第５，５９７，３７８号、同第５，０６７，９５７号、及び同第４，６６５，９０６号は、形状記憶合金の応力誘導マルテンサイト相で配達され、応力の除去及び応力誘導マルテンサイトからオーステナイトへの転移によりそれらの前以てプログラムされた形状に復帰する管腔内ステントを含む装置につき開示している。
【０００５】
形状記憶の特徴は、マルテンサイト相からオーステナイト相への転移がそれより上で完了する温度、すなわちそれより上でオーステナイト相が安定な温度に、金属を加熱することにより、形状記憶合金に付与させることができる。この熱処理期間に、金属の形状は「記憶された」形状である。熱処理金属はマルテンサイト相が安定である温度に冷却され、オーステナイト相をマルテンサイト相に転移させる。その場合、マルテンサイト相中の金属は可塑的に変形され、例えば、患者の身体中へのその配達を容易にさせる。マルテンサイトからオーステナイトへの転移温度より上の温度、例えば体温への、変形マルテンサイト相のその後の加熱により、変形されたマルテンサイト相をオーステナイト相に転移させ、この転相期間に、金属はその最初の形状に復帰する。
【０００６】
「形状記憶」の語は当該技術分野で、そのマルテンサイト相における形状記憶合金の変形及び、その温度で合金がオーステナイト相に逆転し、その前以てプログラムされた形状を回復し始める、そのオーステナイト転移を通る温度移行に合金を暴露後に、前以てプログラムされた形状を回復する、ある材料の特性を表すために使用される。「疑似弾性」の語は、合金が合金の転移温度より上の温度で応力を受け、応力誘導マルテンサイトが通常のマルテンサイト形成温度より上で形成される、形状記憶合金の特性を表すために使用される。それは、その通常の温度より上で形成されたので、応力誘導マルテンサイトは、温度が転移温度より上に留まる場合は、応力が除去されるや否や即座に、変形されないオーステナイトに逆転する。
【０００７】
形状記憶合金に起こるマルテンサイト転移は熱弾性マルテンサイトを生成し、長期間の次元で、高温のオーステナイト相から発達する。マルテンサイトは具体的には、金属組織学的に見ると、ヘリンボーン構造と見られる、交替にせんだん変形された小板として存在する。１次的な相変化ではあるが、転移は、単一の温度においてではなく、各合金系により変動する温度範囲にわたって起こる。加熱又は冷却期間中の転移の開始及び終了は実際的に、ずっと広い温度範囲にわたるが、大部分の転移は比較的狭い温度範囲で起こる。転移はまた、加熱時及び冷却時の転移が重複しない、ヒステリシスを示す。この転移ヒステリシスは合金系により変動する。
【０００８】
熱弾性マルテンサイト相は、小さい温度又は応力変化により駆動させることができる低エネルギー状態及び滑動界面を特徴としてもつ。この結果として、そして、転移期間中の対称性の喪失による拘束の結果として、熱弾性マルテンサイト相は結晶学的に可逆性である。熱によらないマルテンサイトのヘリンボーン構造は本質的に、双晶関連の、自己調節性変形体からなる。変形体間の形状の変化はそれらに相互に避けるようにさせる傾向がある。その結果、肉眼的歪みはほとんど生成されない。応力誘導マルテンサイトの場合又は自己調節構造に応力をかける場合には転移し、適用された応力の方向に最大の形状変化をもたらし得る変形体が安定化され、その形態で優勢になる。この過程は、結晶構造が逆転期間中にオーステナイトに逆転する時に回復可能な肉眼的歪みを形成する。
【０００９】
形状記憶合金の機械的特性は転移温度範囲にわたり著しく変動する。マルテンサイト相の合金は極めて低い応力において数パーセントの歪みに変形可能であるが、一方オーステナイト相の合金はずっと高い降伏及び流動応力を有する。応力を除去後に加熱すると、マルテンサイト相の形状記憶合金はその歪みのない形状を記憶して、そのオーステナイト相に逆転するであろう。
【００１０】
形状記憶合金がその転移温度より上の温度にさらされると、マルテンサイト相が応力誘導される可能性がある。応力誘導マルテンサイトが一旦存在すると、合金は即座に歪み、一定の応力動態で増加する歪みを示す。しかし、歪みを取り除くと、形状記憶合金は低い応力でオーステナイトに逆転し、熱の適用時でなく、応力の減少時に、形状の回復が起こる。材料を極めて弾性にさせるこの効果は、疑似弾性として知られ、その効果は非直線状である。
【００１１】
本発明は好ましくは、その生物相溶性のために、二成分の、等原子ニッケル−チタン合金を使用し、そしてこのような合金は生理学的に相溶性の温度範囲内の転移温度を示す。ニッケル−チタン合金は、大部分のその他の金属元素と同様に過剰のニッケル又はチタンに対して軽度の溶解度を示し、更に、大部分の通常の合金に匹敵する延性を示す。この溶解度が多数の元素との合金生成を可能にして系の機械的特性及び転移特性の両者を変動させる。約１％までの量の過剰なニッケルは最も一般的な合金生成添加物である。過剰なニッケルはオーステナイトの転移温度を著しく低下させ、降伏強さを増加させる。その他の頻繁に使用される元素は鉄及びクロム（転移温度を低下させるため）、及び銅（ヒステリシスを減少させ、マルテンサイトの変形応力を低下させるため）である。酸素及び炭素のような通常の汚染物もまた転移温度を変動させ、機械的特性を劣化させるので、これらの元素の量を最小にすることもまた望ましい。
【００１２】
この明細書に使用される次の語は次の意味をもつ。
【００１３】
Ａ_f温度：形状記憶合金が加熱時にオーステナイトへの転移を完了する温度。
【００１４】
Ａ_s温度：形状記憶合金が加熱時にオーステナイトへの転移を開始する温度。
【００１５】
オーステナイト：ＮｉＴｉ中に存在する、より強度の、より高温の相。
【００１６】
ヒステリシス：加熱及び冷却時の、相転移の間の温度差。ＮｉＴｉ合金においては、Ａ_pとＭ_p間の差として概括的に測定される。
【００１７】
Ｍ_f温度：形状記憶合金が冷却時にマルテンサイトへの転移を終了する温度。
【００１８】
Ｍ_s温度：形状記憶合金が冷却時にマルテンサイトへの転移を開始する温度。
【００１９】
マルテンサイト：ＮｉＴｉ中に存在する、より変形性の，より低温の相。
【００２０】
相転移：温度、圧力、応力、化学及び／又は時間の変化に伴う、ある合金相からもう１つの相への変化。
【００２１】
形状記憶：ある合金の、相転移による、加熱時における、前以て決められた形状への復帰能。
【００２２】
疑似弾性：オーステナイト形状記憶合金がＡ_sより上、しかし疑似弾性が得られる最高温度のＭ_dより下の温度で歪みを与えられる時に得られる、可逆性の非直線状の弾性変形。
【００２３】
熱弾性マルテンサイト転移：結晶格子の歪みを特徴としてもつ、非拡散性の熱により可逆性の相転移。
【００２４】
（発明の要約）
ｅＰＴＦＥの実質的に一体のカバーで、管腔内構造の支持物を封入することが本発明の主要な目的である。
【００２５】
ｅＰＴＦＥの実質的に一体のカバーで、形状記憶合金の管腔内ステントを封入することが本発明の更なる目的である。
【００２６】
概括的に、少なくとも一部は実質的に一体の膨張したポリテトラフルオロエチレンのカバー中に封入され、そして、熱による歪みの回復、疑似弾性の応力−歪み動態又は哺乳動物の体温にける弾性動態のいずれかを示す、形状記憶合金で製造された、管腔内構造の支持体からなる内部人工器官の独特な収集庫を提供することが本発明のもう１つの目的である。
【００２７】
縮小した配達用直径ディメンションにおける、形状記憶合金の管腔内ステントを封入して、ｅＰＴＦＥ封入ステント−移植片をバルーン拡大して、ｅＰＴＦＥカバーを半径方向に変形させて、形状記憶ステント上にｅＰＴＦＥ封入によりかけられた半径方向の拘束を解放し、それにより形状記憶合金のステントに、その半径方向に拘束されたディメンションから拡大展開ディメンションへの転移を経過させることが本発明の更なる目的である。
【００２８】
形状記憶合金の管腔内ステントの拡大した直径ディメンションに匹敵する直径ディメンションをもつ、少なくとも一部は非焼結のチューブラｅＰＴＦＥ押し出し物、あるいは形状記憶合金の管腔内ステントの拡大した直径ディメンションに匹敵する直径ディメンションに半径方向に膨張させられ、次に封入管腔内ステントが管腔内配達のためのその直径ディメンションを縮小される、完全に焼結されたｅＰＴＦＥチューブラ部材のどちらかにより、その拡大された直径ディメンションにおける形状記憶合金の管腔内ステントを封入することが本発明のもう１つの目的である。
【００２９】
更に、縮小された配達用直径ディメンションにおける、ＧＩＡＮＴＵＲＣＯステントのような自己膨張性管腔内ステント又は疑似弾性形状記憶ステントを封入し、ｅＰＴＦＥ封入ステント−移植片をバルーンで拡大して、ｅＰＴＦＥカバーを半径方向に変形させ、そして自己膨張性ステント上にｅＰＴＦＥ封入によりかけられた半径方向の拘束を解放し、それにより自己膨張性ステントをそのインビボの直径に、弾性により、半径方向に膨張させることが本発明の更なる目的である。
【００３０】
形状記憶合金の管腔内ステントの拡大直径ディメンションに匹敵する直径ディメンションをもつ、少なくとも一部分は非焼結のチューブラｅＰＴＦＥ押し出し物あるいは、自己膨張性管腔内ステントの拡大直径ディメンションに匹敵する直径ディメンションに半径方向に拡大され、管腔内配達のために封入ステントの直径ディメンションを縮小させる完全に焼結されたｅＰＴＦＥチューブラ部材のどちらかにより、その拡大直径ディメンションにおける自己膨張性管腔内ステントを封入することが本発明のもう１つの目的である。
【００３１】
ｅＰＴＦＥ封入ステント−移植片を、縮小した配達用直径ディメンションで封入し、そしてバルーン拡大して、ｅＰＴＦＥカバーを半径方向に変形させて、形状記憶ステント上にｅＰＴＦＥ封入によりかけられた半径方向の拘束を解放し、それによりステントを、ステント材料の形状記憶特性又は弾性ばね張力のどちらかにより、インビボの、より大きい直径ディメンションに半径方向に膨張させることが本発明の更なる目的である。
【００３２】
それらの縮小した直径ディメンション又はそれらのインビボの直径ディメンションのどちらかにおける、形状記憶合金の管腔内ステント及び自己膨張性管腔内ステントを封入する方法を提供することが本発明の更なる目的である。
【００３３】
ｅＰＴＦＥチューブラ部材をそれらの非焼結の、一部焼結の又は完全に焼結状態の管腔内ステントに適用することができる、管腔の内側及び外側のｅＰＴＦＥチューブラ部材の間に封入されているｅＰＴＦＥで封入された管腔内ステントを提供することが本発明のもう１つの目的である。
【００３４】
管腔の内側及び外側のｅＰＴＦＥチューブラ部材の間の結合補助の中間層として管腔内ステントの管腔内面又は外面のどちらかに隣接して配置されたｅＰＴＦＥ中間層を使用することが本発明の更なる目的である。
【００３５】
（好ましい態様の詳細な説明）
図１は半径方向に拡大された直径ディメンションにおける、本発明のｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステント１０を表す。本発明の発明的なｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステント１０は、その幾つかの好ましい態様について最もよく説明されている。第１の好ましい態様は図２Ａ〜２Ｂに表され、概括的に、比較的小さい直径のディメンションＤ₁にある間は、実質的に一体のｅＰＴＦＥカバー１４中に、少なくとも一部分は封入されており、そして、体温における間は、ｅＰＴＦＥカバー１４を半径方向に変形させ、管腔内ステント１２にかかる応力を解放して、管腔内ステントを、より大きい直径ディメンションＤ₂への変形を経過させる半径方向に外側に向いた力の影響下で、インビボで半径方向に膨張可能な、形状記憶合金で製造された管腔内ステント１２からなる。
【００３６】
図３〜４は概括的に、管腔内ステント１２の内面及び外面の少なくとも一全周部分において、実質的に一体のｅＰＴＦＥカバー１４内に少なくとも一部分封入されている、本発明の管腔内ステント２０の、第２、第３及び第４の好ましい態様を示す。第２、第３及び第４の好ましい態様は、使用された管腔内ステント２０の種類及び、封入されたステント装置が、管腔内ステント２０の形状記憶動態又は弾性ばね動態の影響下で、インビボで半径方向に膨張させることを意図されているかあるいは、インビボの配達がバルーンカテーテルに補助されるであろうかに基づいて相互に異なる。
【００３７】
本発明の第２の好ましい態様は概括的に、比較的大きい直径ディメンションＤ₂及びオーステナイト相にある間は、実質的に一体のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部分封入されており、管腔内配達のために、温度誘導マルテンサイト相において、そしてより小さい直径ディメンションＤ₁に、熱機械的に変形され、そして拘束鞘２２により拘束されている形状記憶合金で製造された管腔内ステント２０からなる。一旦配達部位に到達すると、外部の拘束物２２は除去され、管腔内ステント２０はオーステナイト状態へのマルテンサイト転移を経過し、折り畳みを延ばすか又は圧縮を除きながら、可塑的に変形せずに、ｅＰＴＦＥカバー１４を管腔内組織（図示されていない）に接触させるように、その前以て決められた形状に熱弾性的に変形する２４。
【００３８】
本発明の第３の好ましい態様は概括的に、弾性ばね材料又は疑似弾性形状記憶材料のどちらかで製造された自己膨張性管腔内ステント２０からなり、ｅＰＴＦＥ封入カバー１４が管腔内ステント２０上に歪みを与えるように作用し、管腔内に配達されるまで、比較的大きい直径ディメンションＤ₁への半径方向の膨張から、管腔内ステントを拘束するように、比較的小さい直径ディメンションＤ₂における間に、実質的に一体のｅＰＴＦＥカバー１４中に、少なくとも一部分封入され、そしてｅＰＴＦＥ封入体は体温において半径方向に変形されて、ｅＰＴＦＥカバー１４によりかけられた歪みを解放し、それにより自己膨張性管腔内ステント２０を、比較的大きい直径ディメンションに半径方向に変形させる。
【００３９】
本発明の第４の好ましい態様は概括的に、ｅＰＴＦＥ封入カバー１４が、更なる自己膨張から管腔内ステントを拘束するように、比較的大きい直径ディメンションＤ₂にある間に、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部分封入されている、弾性ばね材料又は疑似弾性形状記憶材料のどちらかで製造された、自己膨張性管腔内ステント２０からなる。次いで、そのアセンブリーは、クリンプ、カレンダー圧延、折り畳み、圧縮等によるように作動して、その直径ディメンションを、管腔内配達に適した、そして外部の拘束鞘２２により拘束された、縮小された直径ディメンションＤ₁に縮小させる。一旦所望の管腔内位置に配置された後は、拘束鞘２２は取り外されて、拘束力を解放し、管腔内ステントは矢印２４により表されるように弾性により膨張して、ｅＰＴＦＥカバー１４を管腔内の組織（図示されていない）と接触させる。
【００４０】
次の実施例及び図９Ａ及び９Ｂの付記の工程フロー図に示されるように、前記の各態様の製造法は好ましい各態様により異なる。その方法の差異は大部分、管腔内ステントの種類の選択により、そして管腔内用の封入されたステントがｅＰＴＦＥカバーのバルーン変形により管腔内配達を意図されているか又は、配達が管腔内用の封入されたステントの自己膨張性及びｅＰＴＦＥカバーの非変形により起こるであろうかによる。
【００４１】
（第１の態様）
図２Ａ及び２Ｂに示された第１の好ましい態様に従うと、バルーン膨張性の、封入された形状記憶合金の管腔内ステント１０が提供される。バルーン膨張性の、封入された形状記憶合金の管腔内ステント１０は概括的に、形状記憶合金、好ましくは、ＮＩＴＩＮＯＬとして知られる等原子ニッケル−チタン合金のような、組織保全と相溶性の、生理学的に許容できる温度におけるＡ_s値をもつもので製造された管腔内ステント１２からなる。管腔内ステント１２は、管腔内ステント１２が比較的小さい直径ディメンションＤ₁における間に、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部分は封入される。実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４は、連続的な一体式のチューブラ構造物であり、継目がなく、そして、管腔内ステント１２の縦軸の少なくとも一部に沿った、管腔内ステント１２の全周部分の周囲の、管腔の内面及び外面両者の少なくとも一部を覆っている。図５及び６に示されるように、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４は、ノードが概括的に、ステント１２の縦軸３０に垂直に配向され、フィブリルが概括的に、ステント１２の縦軸３０に平行に配向され、隣接ノード間の距離が「ノード間距離」と呼ばれる、ノード及びフィブリル微小組織をもつことを特徴とする。引用することにより取り込まれている、国際公開第９６／２８１１５号として公開された親出願に、より詳細に説明されているように、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４は好ましくは、約６気圧未満、最も好ましくは約３気圧未満の適用圧力下で、それらの縦軸に沿った、すなわち実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４に対して半径方向で、管腔内ステント１２の縦軸３０に垂直なノードの変形特性により、半径方向に変形可能である。封入された管腔内ステント１０はバルーンカテーテルからのような半径方向に外側に向かった力の影響下で、インビボで半径方向に膨張可能であり、それが、封入された管腔内ステント１０が体温にある間に、ｅＰＴＦＥカバーを第２の比較的大きな直径ディメンションＤ₂に半径方向に変形させて、ｅＰＴＦＥカバーにより管腔内ステント上にかけられた拘束応力を解放する。ｅＰＴＦＥカバーによりかけられた拘束力の同時の解放が、管腔内ステント１２に、より大きな直径ディメンションへの熱機械的変形を経過させる。
（実施例１） バルーンに補助される、熱により配置されるステント
バルーン補助により封入される形状記憶合金のステントは、内径３．０ｍｍをもつ、６０ｃｍ長の、第１の、継目のない非焼結の膨張したＰＴＦＥ管の約５ｃｍを縦に切開することにより構成された。切開末端は取り付け具中に取り付けて、管を垂直に吊り下げた。管の反対側の端には、ステントの内径を通して管に糸を通す補助になるように、ある長さのワイヤを取り付けた。ｅＰＴＦＥ層の厚さはスナップゲージを使用して約０．３５ｍｍであると測定された。ｅＰＴＦＥ管は、フィブリルが、ｅＰＴＦＥ管の壁の厚さを通って管の縦軸に平行に配向されている、ノード−フィブリル微小組織を有する。
【００４２】
１０×４０ｍｍの形状記憶の管腔内ステントを、約−４０℃の冷、乾燥環境に置き、ステントを機械的に変形させて、マンドレルの外径に円周方向に適合させることにより、４．５ｍｍの外径をもつマンドレルの周囲に圧縮した。次いで、圧縮されたステントを冷乾燥環境から取り出して、垂直に吊り下げたｅＰＴＦＥ管の外径上を同心円的に通過させ、ステント内腔中にワイヤを通して、ｅＰＴＦＥ管を破裂又は破損せずに、ｅＰＴＦＥ管の管腔の外面の周囲にステントを嵌める補助にした。次いで、３．３ｍｍ直径のマンドレルをｅＰＴＦＥ管／ステントアセンブリの管腔中に滑動させ、管を１／２インチのテトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）のテープ片を使用してマンドレルに固定した。次いでアセンブリを垂直吊り下げ取り付け具から外した。
【００４３】
第１及び第２のｅＰＴＦＥ管の間の締まり嵌めを提供するために、第１のｅＰＴＦＥ管の外径より僅かに大きい内径の、４．３ｍｍの内径をもつ、第２の、継目のない一部焼結されたｅＰＴＦＥ管６０ｃｍ長を前記と同様な方法で縦に切開し、垂直吊り下げ取り付け具に配置した。次いで、第１のｅＰＴＦＥ管及び形状記憶ステントを支持するマンドレルを、ステントがマンドレル上の大体中央にくるまで、第２の管の管腔中に通過させた。第２層の壁の厚さを前記のように測定し、その厚さは約０．３５ｍｍと測定された。再度、第１の内側のｅＰＴＦＥ層と同様に、フィブリルは管の縦軸に平行に配向されていた。第２の管の末端はまた、マンドレルに固定するためにＴＦＥテープ片で包まれた。
【００４４】
次いで、アセンブリを、その張力が１／２インチのＴＦＥテープの１枚重なった層でアセンブリを包む、螺旋状巻取り包装機中に置いた。巻取りの重なりは約７０％であった。ＴＦＥ包装テープにより、かけられる張力が、ｅＰＴＦＥ／ステント／ｅＰＴＦＥ複合構造物をマンドレルに押し付け、それにより、ｅＰＴＦＥの層を、形状記憶ステントの隙間を通して密着させる。張力包装は、ｅＰＴＦＥ／ステント／ｅＰＴＦＥ及びマンドレルアセンブリの周囲に円周から１．７ｐｓｉの圧力をかけるように設定された。
【００４５】
包装されたアセンブリを３３７℃の設定点に前加熱しておいた輻射熱炉中に入れた。アセンブリを約７分間炉内に留め、取り出した。加熱されたアセンブリを手による取り扱いが可能になるように充分長時間放置冷却した。冷却後、ＴＦＥ螺旋状包装物を試料から剥がし、廃棄した。次いで、今やｅＰＴＦＥ封入されたステントアセンブリをマンドレルの軸の周囲を同心円的に回転させて、内部のｅＰＴＦＥ層とマンドレルとの間のあらゆる接着を解いた。まだマンドレル上にあるｅＰＴＦＥ封入されたステントアセンブリをレーザートリム取り付け具に入れて、近位及び遠位末端から過剰なｅＰＴＦＥ材料をトリムした。トリム後、トリムされ、封入されたステントをマンドレルから取り外した。
【００４６】
前記の説明に従って５種類の封入ステント試料を製造し、それぞれ、１０ｍｍ×４ｃｍのＰＴＡバルーン膨張カテーテル上にバルーンを入れた。次いで、装置を３７℃に維持された温度制御水浴中に入れた。生理食塩水充填膨張装置を使用してバルーンに加圧し、それにより封入されたステントを膨張させた。各封入されたステント装置は２気圧と４気圧の間の膨張圧力で起こる１０ｍｍ内径への全半径方向の変形を伴う、ｅＰＴＦＥ封入されたカバーのバルーン変形の影響下で、半径方向に膨張された。
（実施例２） 薄壁の、熱により配置されるステント
実施例１から得られた、半径方向に膨張した、封入されたステントを、１０ｍｍ直径のステンレス鋼のマンドレル上に置き、前記のように、１／２インチのｅＰＴＦＥテープを使用して螺旋状に包装した。
【００４７】
包装アセンブリを再度、３３７℃の設定点に前加熱された輻射熱炉内に入れた。アセンブリを約１０分間炉内に留め、取り出した。加熱アセンブリを手による取り扱い可能なように充分な時間、放置冷却した。冷却後、マンドレルの端を２個のリングに嵌め込み、ＴＥＦ螺旋包装物を封入されたステント試料から剥がし、廃棄した。封入されたステントをマンドレルの軸周囲を同心円的に回転させて、封入されたステントの管腔内ｅＰＴＦＥ表面とマンドレルとの間の接着を解いた。
【００４８】
次いで、封入されたステントを冷乾燥環境内で約−２０℃に冷却し、３０分間平衡化させた。次いで、冷却された封入ステントを２枚の板の間で転がして、封入されたステント内径を、封入されたステントの半径方向に膨張した内径から約４０％の縮小を表す約３．５ｍｍに継続的に縮小させた。３．５ｍｍの縮小された内径における封入されたステントを、約３．７ｍｍの内径をもつ拘束鞘中に完全に挿入した。
【００４９】
次いで、外部から拘束された封入されたステントを冷却環境から取り出し、３７℃の温度に維持された水浴中に入れた。押し込み棒を拘束鞘中に挿入し、拘束された、封入されたステントの一方の末端に衝突させた。押し込み棒を拘束鞘中に通過させることにより、封入されたステントを拘束鞘から押し出した。ステントが押し出される時に、それは、その圧縮された状態から半径方向に拡張し、約１０ｍｍの内径の、最初の、完全に膨張した直径ディメンションを回復した。
【００５０】
（第２の態様）
図３〜４に示される本発明の第２の好ましい態様は概括的に、比較的大きい直径ディメンションＤ₂にそしてオーステナイト相における時には、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部は封入されており、管腔内配達のために、温度誘導マルテンサイト相に、そしてより小さい直径ディメンションＤ₁に熱機械的に変形され、そして拘束鞘２２により拘束されている、形状記憶合金で製造された管腔内ステント２０からなる。一旦配達位置に到達すると、拘束物２２は取り外され、管腔内ステント２０はオーステナイト状態へのマルテンサイト転移を経過し、ｅＰＴＦＥカバー１４を管腔内の組織（図示されていない）に接触するように延ばしながら、その拡大直径ディメンションＤ₂に、熱弾性的に変形する２４。
（実施例３） 熱による自己配置性の封入されたステント
熱により配置される封入された形状記憶合金のステントを、１０ｍｍの円筒状のステンレス鋼のマンドレル上に、４０ｃｍ長の、第１の、継目のない膨張ＰＴＦＥ管を置くことにより製造した。ｅＰＴＦＥ管の内径はマンドレルとの締まり嵌めを可能にするように十分なサイズを有した。ｅＰＴＦＥ層の厚さは継目のない管の半径方向の切片を採ることにより、約０．２０ｍｍと測定され、校正レティクルを取り入れる光学微小により評価された。ｅＰＴＦＥ管は、フィブリルがｅＰＴＦＥ管の壁の厚さを通ってマンドレルの縦軸に垂直に配向されている、ノード−フィブリル微小組織を有した。ｅＰＴＦＥ管の端は、ＴＦＥテープで包装されて、次の集成段階のためにマンドレルに沿って滑動することから管を保持した。名目上約１０ｍｍの内径をもち、その膨張した直径の形態で約１００ｍｍの長さである形状記憶合金のステントを、約２２℃でｅＰＴＦＥで覆ったマンドレル上に同心円的に配置し、ｅＰＴＦＥ管の縦の長さに沿って中央に配置した。形状記憶ステントの内径は、マンドレル上のｅＰＴＦＥ管の外径に許容され、ｅＰＴＦＥ管の表面を裂いたり傷害することなく、ｅＰＴＦＥ管の周囲に嵌め込まれた。前記のように測定された、０．２０ｍｍの壁の厚さをもつ第２の継ぎ目のないｅＰＴＦＥ管は、最初に、第２のｅＰＴＦＥ管の片方の端に、直径上に相対する縦の切開口を製造し、そして第２の管の管腔内にマンドレル／第１のｅＰＴＦＥ管／ステントアセンブリーを同心円的に挿入することにより、ステント及び第１のｅＰＴＦＥ管上に同心円的に嵌め込まれた。再度、第１のｅＰＴＦＥ管と同様に、第２のｅＰＴＦＥ管は、フィブリルが、第２のｅＰＴＦＥ管の壁の厚さを通して第２のｅＰＴＦＥ管の縦軸に平行に配向されているノード−フィブリル微小組織を有する。第２のｅＰＴＦＥ管の相対する端はＴＦＥテープ片で引っ張り包装することにより、第１のｅＰＴＦＥ管及びマンドレルの周囲に固定された。
【００５１】
次いで、アセンブリー全体を、実施例１と同様な方法で、１／２インチのＴＦＥテープの１枚の重複層でアセンブリーを引っ張り包装する螺旋状巻き採り引っ張り包装機中に置き、ステントの壁の開口部を通して相互に密着するように第１及び第２のｅＰＴＦＥ管からのｅＰＴＦＥ材料を圧縮する。
【００５２】
包装されたアセンブリーを約３３７℃の設定点に前加熱された輻射熱炉内に入れた。アセンブリーを約１０分間炉内に留め、取り出した。加熱されたアセンブリーを手で取り扱えるまで十分長時間放置冷却した。冷却後、マンドレルの端を２個のリングに嵌め、ＴＦＥ螺旋状包装物を封入ステントアセンブリーから剥がし、廃棄した。次いで、封入ステントアセンブリーをマンドレルの軸の周囲を回転させて、管腔内のｅＰＴＦＥ材料とマンドレルの間に存在するあらゆる接着を破壊した。次いで、封入ステントアセンブリーの近位及び遠位末端から過剰なｅＰＴＦＥ材料を、実施例１に記載の方法でトリムし、封入ステントアセンブリーをマンドレルから取り外した。
【００５３】
次いで、封入ステントを冷乾燥環境内で約−２０℃に冷却し、３０分間平衡化させた。次いで、封入ステントを２枚の板の間で平たく潰して、封入ステントの半径方向に相対する管腔の内壁面を相互に接触させ、それにより内腔のない平坦な構造物を形成した。次いで、封入ステントを一度、その縦軸に沿って折り畳み、次いで再度、合計で１回の平坦化する作業及び２回の折り畳み作業を実施した。このようにして、埋封されたステントの直径はその最初の封入後の直径から約６０％縮小された。冷乾燥環境内にある間に装置を約４．７ｍｍの内径をもつ拘束鞘中に全体を挿入した。
【００５４】
次いで、折り畳み、鞘に入れたステントを冷却環境から取り出し、３７℃の温度に維持された水浴中に入れた。拘束鞘の管腔中に押し込み装置を挿入し、実施例２に前記のように、封入ステントを拘束鞘から押し出した。ステントが押し出される時に、それはその平坦になった折り畳み状態から解かれ、１０ｍｍの名目上の内径をもつ最初のチューブラ直径の形態を回復した。
【００５５】
（第３の態様）
図２Ａ〜２Ｂに示される本発明の第３の好ましい態様は概括的に、弾性ばね材料又は疑似弾性形状記憶材料のどちらかで製造された自己膨張性管腔内ステント１０からなり、そして、ｅＰＴＦＥ封入カバー１４が管腔内ステント１０に歪みをかけるように作用し、比較的大きい直径ディメンションＤ₂への半径方向の膨張から管腔内ステント１０を拘束するように、比較的小さい直径ディメンションＤ₁にある間に、実質的に一体式のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部は封入される。それが管腔内に配達されて、ｅＰＴＦＥ封入物１４が体温で半径方向に変形して、ｅＰＴＦＥカバー１４によりかけられた歪みを解放するまで、自己膨張性管腔内ステント１０は比較的大きい直径ディメンションＤ₂に半径方向に変形することができない。
（実施例４） 弾性ばねのバルーンにより配置された封入ステント
封入された、弾性的に自己膨張するステンレス鋼のステントは、３．３ｍｍの円筒状ステンレス鋼のマンドレル上に、３０ｃｍの長さの、継目のない非焼結ｅＰＴＦＥ管を置くことにより製造された。ｅＰＴＦＥ管の内径は、マンドレルに僅かな締まり嵌めを提供するのに許容された。ｅＰＴＦＥ層の厚さはスナップゲージを使用する、継目のない管壁の直接の測定により、約０．３５ｍｍであると測定された。ｅＰＴＦＥ管は、フィブリルがｅＰＴＦＥ管の壁の厚さを通ってｅＰＴＦＥ管の縦軸に平行に配向されている、ノード−フィブリル微小組織をもつ。ｅＰＴＦＥ管の端をＴＦＥテープ片で包装して、次の集成段階のために、マンドレル上にｅＰＴＦＥ管の位置を維持した。第２の、継目のない焼結ｅＰＴＦＥ管を、最初に、第２の管の端の相対する端を縦に切開し、次に第２のｅＰＴＦＥ管の管腔内にマンドレル及び第１のｅＰＴＦＥ管を挿入することにより、第１のｅＰＴＦＥ管上に同心円的に嵌め込んだ。第２のｅＰＴＦＥの一方の端は、第１のｅＰＴＦＥ管及びマンドレルにそれを固定するために１／２インチのＴＦＥテープ片で包装された。第２層の壁の厚さを前記のように測定し、その厚さは約０．３５ｍｍと測定された。第１のｅＰＴＦＥ管と同様に、第２のｅＰＴＦＥ管はフィブリルがｅＰＴＦＥ管の縦軸に平行に配向されている、ノード−フィブリル微小組織を有した。
【００５６】
その拡大した直径の形態における名目上約１５ｍｍの内径、及び約２４ｍｍの長さをもつ弾性ばねステンレス鋼のステントを、拘束鞘中に挿入して、約４．０ｍｍに内径を縮小させた。短い長さのステントを拘束鞘の片方の端から露出して残した。半径方向に拘束されたステントを含む拘束鞘をマンドレル上に挿入し、そしてそれが第１及び第２のｅＰＴＦＥ管の中間に位置するように、第１及び第２のｅＰＴＦＥ管の間に押し込んだ。次いで、ステントの露出末端を第２のｅＰＴＦＥ管壁を通って摩擦により嵌め込み、拘束鞘を引き抜き、ステントを第１及び第２のｅＰＴＦＥ管の間に残して配置した。次いで、第２のｅＰＴＦＥ管の固定されていない端を第１のｅＰＴＦＥ管及びマンドレルに１／２インチのＴＦＥテープ片で固定した。
【００５７】
次いで、前記の実施例１に記載のように、アセンブリーを螺旋状の巻き取り機器中に入れて、１／２インチのＴＦＥテープの１枚の重なり層で引っ張り包装し、輻射熱炉内で焼結し、冷却し、ＴＦＥテープを剥がし、そして過剰なｅＰＴＦＥをレーザーでトリムした。
【００５８】
生成された封入ステントを１２ｍｍ×４ｃｍのＰＴＡバルーン拡張カテーテル上でバルーン上に置いた。次いで、装置を４５℃に維持された温度制御水浴中に入れた。生理食塩水を充填した膨張装置を使用してバルーンに圧力をかけ、それがｅＰＴＦＥ封入物を半径方向に変形させ、弾性的に自己膨張するステントの半径方向の膨張を可能にした。封入ステントは２．５気圧の適用圧力で、１２ｍｍの内径に全体的に半径方向に膨張した。
【００５９】
（第４の態様）
これも図３〜４に代表的に表された本発明の第４の好ましい態様は概括的に、ｅＰＴＦＥ封入カバー１４が管腔内ステント２０を更なる自己膨張から抑制するように働くように比較的大きい直径ディメンションＤ₂にある間に、実質的に一体のｅＰＴＦＥカバー１４中に少なくとも一部は封入される、弾性ばね材料又は疑似弾性形状記憶材料で製造された、自己膨張性管腔内ステント２０からなる。次いで、封入アセンブリーはその縮小した直径ディメンションＤ₁に、クリンプ、カレンダー圧延、折り畳み等によるように作業されて、管腔内配達に適したプロファイルを達成し、次いでアセンブリを外部からの拘束鞘２２により拘束する。所望の管腔内の部位に一旦配置されると、拘束鞘２２は取り外されて拘束力を解放し、管腔内ステント２０を弾性により膨張させ２４、ｅＰＴＦＥカバー１４を管腔内の組織（図示されていない）に接触させる。
（実施例５） 応力誘導マルテンサイトの自己配置性の、封入されたステント
自己配置性の、封入された形状記憶合金ステントを、１０ｍｍの円筒状ステンレス鋼のマンドレル上に、４０ｃｍ長の、継目のない膨張ＰＴＦＥ管を置くことにより構成する。ｅＰＴＦＥ管の内径はマンドレルへの僅かな締まり嵌めを提供するのに辛うじて許容される。ｅＰＴＦＥ層の厚さは継目のない管の半径方向の切片を採ることにより約０．２０ｍｍと測定され、校正レティクルを取り入れる光学微小により評価される。管は、フィブリルがマンドレルの縦軸に垂直に配向するように構成される。継目のない管の端を、次の集成段階のために、マンドレルに沿った滑動から管を保持するために、ＴＦＥテープ片で包装した。約１０ｍｍの内径及び１００ｍｍの長さのその拡大直径形態における形状記憶合金ステントを、約２２℃でｅＰＴＦＥで覆われたマンドレル上に置き、ｅＰＴＦＥ層上の中央に置く。形状記憶ステントの内径は、ｅＰＴＦＥに覆われたマンドレルの外径に辛うじて許容される。継目のない膨張ＰＴＦＥの第２の管を、第２の管の末端を切開することによりステント上に置き、マンドレル、ｅＰＴＦＥ管及びステントアセンブリーを第２の管中に挿入する。第２の層の壁の厚さを前記のように測定し、その厚さは約０．２０ｍｍであった。再度、第１の内側のｅＰＴＦＥ層と同様に、フィブリルはマンドレルの縦軸に垂直に配向されている。第２の管の端もＴＦＥテープ片で包装される。
【００６０】
次いで、１／２インチのＴＦＥテープの１枚の重複層でアセンブリーを包装する螺旋巻き機中にアセンブリーを入れる。巻きの重なりは約７０％であった。包装材料がｅＰＴＦＥ／ステント／ｅＰＴＦＥ複合構造物をマンドレルに対して押し付けて、ｅＰＴＦＥの層を形状記憶ステントの隙間を通って密接に接触させる。
【００６１】
包装されたアセンブリーを３３７℃の設定点に前加熱されている輻射熱炉内に入れる。アセンブリーを炉内に約１０分間留め、そして取り出す。加熱アセンブリーを手による取り扱いができるまで十分な時間放置冷却する。冷却後、マンドレルの端を２個のリングに嵌め込み、ＴＦＥ螺旋状包装物を試料から剥がし、廃棄する。次いで、ｅＰＴＦＥ／ステントアセンブリーをマンドレルの軸の周囲を回転させて、マンドレルに対する内側のｅＰＴＦＥ層のグリップを破壊する。ステントの試料を、それがマンドレル上にある間に、取り付け具に配置して、埋封ステントからｅＰＴＦＥ材料をレーザートリムさせる。トリム操作を装置の両端で実施する。トリム後、埋封されそしてトリムされたステントをマンドレルから取り外す。
【００６２】
次いで、封入ステントを２枚の板の間でころがし、ステントの直径を約３．５ｍｍに縮小させる。従って埋封ステントの直径はその最初の封入後直径から約４０％縮小する。圧縮状態における間、装置は約３．７ｍｍの内腔をもつ拘束鞘中に全体を挿入される。
【００６３】
拘束ステントを３７℃の温度で維持された水浴中に入れる。押し出し機を鞘の内腔に挿入し、ステントを拘束鞘から押し出す。ステントを押し出す時にそれは、その平坦にされた折り畳んだ状態から解放されて、最初の封入後のチューブラの直径の形態に回復した。
【００６４】
（第５の態様）
本発明の封入ステントの第５の好ましい態様に従うと、少なくとも一部は非焼結のチューブラ中間層を内側及び外側のｅＰＴＦＥ層の間、そして少なくともその縦の部分に沿って管腔内ステントに隣接して配置する。中間層部材は管腔内ステントの縦軸の少なくとも一部に沿って伸長する１本のチューブラ部材からなる可能性がある。代替的には、中間層部材は管腔内ステントの縦軸に沿って配置され、相互に間隔を置いた関係にある複数のリング様部材からなる可能性がある。中間層部材は好ましくはｉ）本発明の、封入された管腔内ステントの内側及び外側ｅＰＴＦＥチューブラ部材の少なくとも１本が、内側及び外側ｅＰＴＦＥチューブラ部材の一体式接合体の形成のために、完全に焼結されている場合、そして／又はii）放射線不透過性マーカー中の金属原子と管腔内ステント内の金属の接触からもたらされる電触に対して遮蔽するための、放射線不透過性マーカーと管腔内ステントの間のバリヤーとして働くためのどちらかに、使用することができる。
【００６５】
中間層部材はどんな種類の管腔内ステント、すなわち、熱弾性又は疑似弾性的方法のどちらでも行動する形状記憶合金、半径方向の膨張がばね張力に仲介される事象である自己膨張性ステント、又はバルーン膨張性ステントを伴ってでも使用することができる。
（実施例６） 熱による自己配置性の封入されたステント
熱により配置された、封入された形状記憶合金のステントを１０ｍｍの円筒状ステンレス鋼マンドレル上に、４０ｃｍ長さの第１の焼結された継目のない膨張ＰＴＦＥ管をおくことにより構成した。ｅＰＴＦＥ管の内径はマンドレルと締まり嵌めを可能にするのに十分なサイズであった。ｅＰＴＦＥ層の厚さは継目のない管の半径方向の切片を採ることにより約０．２０ｍｍと測定され、校正レティクルを取り入れる光学微小により評価された。ｅＰＴＦＥ管は、フィブリルがｅＰＴＦＥ管の壁厚さを通ってマンドレルの縦軸に平行に配向されている、ノード−フィブリル微小組織を有する。ｅＰＴＦＥ管の端をＴＦＥテープで包み、次の集成段階のためにマンドレルに沿って管が滑動することから保持する。約１０ｍｍの名目上の内径をもち、その膨張直径形態で約１００ｍｍの長さである形状記憶合金のステントを約２２℃でｅＰＴＦＥで覆われたマンドレル上に同心円的に配置し、ｅＰＴＦＥ管の縦の長さに沿って中心に配置した。形状記憶ステントの内径はマンドレル上のｅＰＴＦＥ管の外径に許容され、ｅＰＴＦＥ管の表面を裂いたり傷付けたりせずにｅＰＴＦＥ管の周囲に嵌め込まれた。
【００６６】
非焼結ｅＰＴＦＥ膜を包むことにより調製された１対の非焼結ｅＰＴＦＥリングを、非焼結ｅＰＴＦＥリングのノード及びフィブリル微小組織が、第１のｅＰＴＦＥ管の繊維配向及びステントの縦軸に垂直なフィブリル配向をもつように、形状記憶合金ステント及び第１の焼結ｅＰＴＦＥ管の相対する端それぞれの周囲に同心円的に嵌め込んだ。
【００６７】
前記のようにで測定された０．２０ｍｍの壁の厚さをもつ第２の焼結された継目のないｅＰＴＦＥ管を、最初に第２のｅＰＴＦＥ管の片方の端に、直径上に相対する縦の切開を実施し、第２の管の管腔中にマンドレル／第１のｅＰＴＦＥ管／ステントアセンブリーを同心円的に挿入することにより、ステントの全長、非焼結ｅＰＴＦＥリングの組み合わせ及び第１のｅＰＴＦＥ管上に同心円的に嵌め込んだ。再度、第１のｅＰＴＦＥ管と同様に、第２のｅＰＴＦＥ管は、フィブリルが、第２のｅＰＴＦＥ管の壁の厚さを通って第２のｅＰＴＦＥ管の縦軸に平行に配向されているノード−フィブリル微小組織を有する。第２のｅＰＴＦＥ管の相対する端を、ＴＦＥテープ片で引っ張り巻くことにより、第１のｅＰＴＦＥ管及びマンドレルの周囲に固定した。
【００６８】
次いで、アセンブリー全体を実施例１と同様な方法で１／２インチＴＦＥテープの１枚の重複層でアセンブリーを引っ張り包む螺旋巻き引っ張り包装機に入れて、ステントの壁の開口部を通して相互に密接に接触するように第１及び第２のｅＰＴＦＥ管からのｅＰＴＦＥ材料を圧縮した。
【００６９】
包装されたアセンブリーを約３３７℃の設定点に前加熱された輻射熱炉内に入れた。アセンブリーを約１０分間炉内に留め、取り出した。加熱されたアセンブリーを手で取り扱えるまで十分な時間放置冷却した。冷却後、マンドレルの端を２個のリングに嵌め込み、ＴＦＥ螺旋状包装物を封入ステントアセンブリーから剥がして廃棄した。次いで、封入ステントアセンブリーをマンドレルの軸の周囲を回転させて、管腔内ｅＰＴＦＥ材料とマンドレルとの間に存在する接着を破壊した。次いで、封入ステントアセンブリーの近位及び遠位の端から、過剰なｅＰＴＦＥ材料を実施例１に説明されたような方法でレーザーでトリムし、封入ステントアセンブリーをマンドレルから外した。
【００７０】
次いで、封入ステントを冷乾燥環境で約−２０℃に冷却し、３０分間平衡化させた。次いで、封入ステントを２枚の板の間で平らに潰して、封入ステントの直径上で相対する管腔壁面を相互に接触させ、それにより、内腔をもたない、平坦な構造物を形成した。次いで、封入ステントを一度、その縦軸に沿ってそれ自身を折り畳み、次いで再度、合計１回の平坦化作業及び２回の折り畳み作業を実施した。従って、埋封ステントの直径はその最初の封入後の直径から約６０％に縮小された。まだ冷乾燥環境にある間に、装置を約４．７ｍｍの内径をもつ拘束鞘中に全体を挿入した。
【００７１】
次いで、折り畳み、鞘に入れたステントを冷却環境から取り出し、３７℃の温度で維持された水浴中に入れた。拘束鞘の管腔中に押し出し装置を挿入し、封入ステントを実施例２に前記のように拘束鞘から押し出した。ステントが押し出される時に、それはその平坦な折り畳み状態から解放されて、名目上１０ｍｍの内径をもつ最初のチューブラの直径の形態を回復した。
【００７２】
前記の実施例６に使用された中間層部材は１枚の非焼結ｅＰＴＦＥ材料であったが、チューブラ又はリング様の非焼結ｅＰＴＦＥ部材を使用することができることも認識されるであろう。中間層部材がチューブラ又はリング様の非焼結ｅＰＴＦＥ部材である場合は、中間層部材は好ましくは、中間層部材のフィブリル配向が中間層部材の縦軸に平行であり、中間層部材がその間に挟まれている内側及び外側ｅＰＴＦＥチューブラ部材のフィブリル配向と平行であるノード及びフィブリル微小組織をもつであろう。中間層部材並びに内側及び外側のｅＰＴＦＥチューブラ部材のフィブリル配向のこの同時平行配列が、前記のバルーン補助封入ステント態様のものに匹敵する半径方向の膨張圧力で、解剖学的構造物を受け入れるためのインビボのプロファイルを更に形成するために、もたらされる封入ステントを、バルーン膨張により更に半径方向に膨張させる。
【００７３】
形状記憶の管腔内ステントの熱弾性転移が所望される場合は、１）ｅＰＴＦＥ封入カバーの焼結中に形状記憶合金に二次的な形状記憶を与えることを回避する、２）封入又は配達カテーテル上に設置するための熱機械的形成中に応力誘導マルテンサイト形成を誘導することを回避する、そして３）使用される形状記憶合金材料の歪み限界を越えることにより非回復性の歪みを誘導することを回避する、ように注意しなければならない。疑似弾性形状記憶合金又はばね張力材料のどちらかから製造されたステントの弾性動態が所望される場合は、管腔内配達中に、管腔内ステントの弾性変形特性に悪い影響を与えるであろうように、ステントを可塑的に変形させることを回避するように注意しなければならない。最後に、形状記憶材料から製造された管腔内ステントの疑似弾性動態が封入管腔内ステント中で使用される場合は、インビボにおけるバルーン膨張のための、縮小された直径においてステントを封入する工程中及び、焼結の前あるいは、配達カテーテル上に充填するために縮小した配達直径への封入ステントの変形期間中のどちらにおいても、形状記憶合金の温度をＡ_fより上、しかしＭ_dより下に維持するように注意しなければならない。このように、応力誘導マルテンサイト相は管腔内配達に適した直径ディメンションへのステントの変形期間中に形状記憶合金に誘導され、応力誘導マルテンサイト状態にある封入ステントが配達され、ｅＰＴＦＥ拘束又は拘束鞘が解放される時に、応力が解放され、応力誘導マルテンサイト相にあるステントがオーステナイトに転移を許され、ステントを、その前以てプログラムされた直径ディメンションに弾性的に変形させるように維持されるであろう。
【００７４】
前記の実施例に記載の方法は、前記の好ましい態様それぞれを製造するための方法の基礎的な方法の段階を説明する工程のフロー図である図９Ａ〜９Ｂに要約される。形状記憶の管腔内ステントがｅＰＴＦＥカバー中に封入され、そして形状記憶ステントの熱弾性転移が所望される場合は、バルーン補助の膨張性封入ステントの態様又は自己膨張性封入ステントの態様のどちらかにおいて、その拡大直径ディメンションＤ₂からその縮小直径ディメンションＤ₁への形状記憶ステントの熱弾性変形が、図９Ａに示された方法４０に従って達成できる。熱弾性変形法４０は最初に、前以て決められた形状記憶形態４２をもつ形状記憶合金管腔内ステントを提供することを伴う。次いで、管腔内ステントは形状記憶合金４４のマルテンサイト転移温度Ｍ_tより下の温度にさらされ、そしてサブ−マルテンサイト転移温度Ｍ_sにおいて平衡化される。Ｍ_s温度より下にある間に、ステントは機械的に変形されて、拡大された直径のディメンションＤ₂から、管腔内配達に適した縮小された直径のディメンションＤ₁へと、その直径を縮小させる。その縮小された直径のディメンションにあるステントは今や、その縮小された直径ディメンションＤ₁における封入に適したディメンション状態にある。
【００７５】
封入法６０は図９Ｂにより詳細に示され、その縮小された直径ディメンションＤ₁又はその拡大された直径ディメンションＤ₂のどちらかにおいて封入することができる形状記憶合金の管腔内ステントに対して、並びにステント内における固有のばね張力により半径方向に膨張する自己膨張ステントに対して応用可能である。管腔内ｅＰＴＦＥ管６２はマンドレル６４上に同心円的に嵌め込まれ、マンドレルに固定される。形状記憶ステント又は自己膨張ステントのどちらかを段階６６で選択される。形状記憶ステントが選択される場合は７０、形状記憶ステント５２は、ステントが半径方向に膨張することを防止するために、ステントをＡ_sより下の温度に維持しながら、段階５４において管腔内ｅＰＴＦＥ管上に嵌め込まれる。自己膨張ステントを選択する場合は６８、管腔の外側のｅＰＥＦＥ管が、管腔の内側のｅＰＴＦＥ管及び、管腔の内側と外側のｅＰＴＦＥ管の間に挟まれ、その間に固定された７８自己膨張ステント８０上に同心円的に嵌め込まれる。形状記憶合金の管腔内ステントが使用される場合は７４、管腔の外側のｅＰＴＦＥ管はステント上に同心円的に嵌め込まれる。ステントが一旦管腔の内側及び外側のｅＰＴＦＥ管の間の中間に配置されると、その場合はアセンブリー全体をＴＦＥテープで包装して８２、管腔の内側及び外側のｅＰＴＦＥ管及びステントの両方の全周に円周から圧力をかけ、ｅＰＴＦＥ管がステントの隙間を通って相互に密着するようにさせる。次いで、全包装アセンブリーを焼結し８４、ステントの端に重なる過剰なｅＰＴＦＥをトリムすることができる８６。
【００７６】
一旦トリムされると、次に、封入されたステントは、その縮小された直径ディメンションＤ₁の封入されたステントを、バルーン補助配達のためのバルーンカテーテル上に固定することにより、あるいは、熱機械的変形４０の方法段階に従う、拡大直径ディメンションＤ₂から縮小直径ディメンションＤ₁への熱機械的変形又は、クリンプ、折り畳み又はその他、封入ステントをその縮小された直径ディメンションＤ₁に縮小することによる、疑似弾性による回復のための応力誘導マルテンサイトの形成、配達カテーテル上に固定すること並びに封入ステント上に同心円的に外部からの拘束鞘を適用することのいずれかにより、配達カテーテル上に固定すること８８の準備ができている。
【００７７】
当業者は、本発明はその好ましい態様及び本明細書に含まれる実施例につき説明されたが、材料の組成、形状記憶合金の構成、ステント及びｅＰＴＦＥのディメンションサイズ及び形態、温度、時間及びその他の操作及び環境条件のある程度の変動は、本明細書に付記された請求項によってのみ制約される本発明の範囲から逸脱することなしに実施できることを理解し、認めるであろう。例えば、当業者は、前記の事項から、前記の各態様の製造法が、好ましい態様各々と異なることを理解、認識するであろう。方法のこれらの差異は大部分、管腔内ステントの種類の選択及び管腔内封入ステントがバルーン膨張により管腔内配達を意図されているか又は配達が管腔内封入ステントの自己膨張性により起こるであろうかによる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明に従うｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントの遠近図である。
【図２Ａ】 管腔内配達及びインビボのバルーン補助による膨張のための、その縮小した直径ディメンションにおいて封入された、ｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントの遠近図である。
【図２Ｂ】 バルーン補助膨張後の、ｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントを表す、図２ＡのｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントの遠近図である。
【図３】 その名目上のインビボのディメンションで封入された、本発明のｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントの、側面の、立面の、縦の横断面図である。
【図４】 その比較的縮小された直径ディメンションにｅＰＴＦＥ封入された自己膨張性管腔内ステントを拘束する、軸方向に移動性の拘束鞘をもつ配達カテーテル上に固定された、管腔内配達に適した、比較的縮小した直径に変形された、一部は縮小した管腔内配達用直径にある、ｅＰＴＦＥ封入された管腔内ステントを表す、図４の本発明のｅＰＴＦＥ封入されたステントの側面の、立面の、縦の横断面である。
【図５】 本発明のバルーン補助の、半径方向に膨張性の封入されたＮＩＴＩＮＯＬステントを封入するために使用された、半径方向に膨張したｅＰＴＦＥ材料の外面の、３００×倍率で採られた走査電子微小写真である。
【図６】 本発明のバルーン補助の、半径方向に膨張性の、封入されたＮＩＴＩＮＯＬステントを封入するために使用された、ｅＰＴＦＥ材料の内面の３００×倍率で採られた、走査電子微小写真である。
【図７】 本発明に従う自己膨張性ＮＩＴＩＮＯＬ又はばね張力ステントを封入するために使用されたｅＰＴＦＥ材料の外面の、３００×倍率で採られた走査電子微小写真である。
【図８】 本発明の自己膨張性ＮＩＴＩＮＯＬ又はばね張力ステントを封入するために使用されたｅＰＴＦＥ材料の内面の、３００×倍率で採られた走査電子微小写真である。
【図９Ａ】 封入又は管腔内配達のために縮小された直径ディメンションに、前以てプログラムされた形状記憶ステントを熱機械的に変形させるための本発明の工程段階を表すフロー図である。
【図９Ｂ】 本発明の好ましい各態様を製造するための形状記憶合金及び自己膨張性ステントを封入するための、本発明の工程段階を表すフロー図である。[0001]
[Cross-reference for related applications]
This application is a partially pending application of co-pending patent application No. 08 / 401,871, filed Mar. 10, 1995, both published as WO 96/28115, disclosed on Sep. 19, 1996. Copending international patent application No. PCT / US95 / 11817 filed on September 15, 1995, and copending international patent application No. PCT / US98 / 02361 filed on Feb. 2, 1998. Each of which is expressly incorporated by reference as if set forth in full herein.
[0002]
(Background of the Invention)
The present invention generally relates to implantable intraluminal devices, and particularly to intraluminal stents. Because of the open lattice found in most endoluminal stents, a major problem with these types of devices is vascular occlusion that occurs after stent placement. Elongation into the tissue and neointimal hyperplasia, over time, significantly reduces the open diameter of the treated lumen, necessitating further treatment. The present invention is biocompatible so as to prevent or delay tissue internalization and neointimal hyperplasia, thereby maintaining luminal patency for a longer period after the initial treatment. Incorporates the use of barrier materials. The use of expanded polytetrafluoroethylene (ePTFE) as a bioinert barrier material has been described in numerous references. In accordance with some of its preferred embodiments, the present invention was developed on February 2, 1998, to provide a suitable barrier that partially or wholly embeds the stent lattice, thereby improving stent patency. It uses a radially inflatable ePTFE material as described in copending international patent application 98/02361 of the application.
[0003]
The intraluminal stent-graft device of the present invention is a suitable delivery system, an incision method in which a surgical incision is performed, and a percutaneous delivery using an intraluminal device implanted through the surgical incision. Or by delivery using a laparoscope or endoscope. More specifically, the present invention relates to a shape memory alloy and a self-expanding endoluminal stent that is at least partially encapsulated in a substantially unitary expanded polytetrafluoroethylene (“ePTFE”) cover, About. In accordance with the present invention, an intraluminal stent having a reduced diameter dimension for intraluminal delivery and a larger final diameter dimension in vivo is provided along at least a portion of the longitudinal portion of the endoluminal stent. And encapsulated in an ePTFE cover that covers both the inner and outer walls of the lumen from the circumference. Intraluminal stents are preferably manufactured from shape memory alloys that exhibit either shape memory or pseudo-elastic properties, or from elastic materials with inherent spring tension. In a first aspect of the invention, an endoluminal stent is encapsulated within the ePTFE cover in the reduced diameter dimension of the stent and inflated with a balloon in vivo, causing the ePTFE cover to deform radially. Intraluminal stents can either exhibit strain recovery due to heat, pseudoelastic stress-strain kinetics, or elastic kinetics at mammalian body temperature. While in its reduced diameter dimension, the ePTFE encapsulating cover generally shows either thermal strain recovery, pseudoelastic stress-strain kinetics or elastic kinetics at mammalian body temperature. Restrain the stent. The radial deformation of the ePTFE cover releases the restraining force exerted on the intraluminal stent by the undeformed ePTFE cover, causing the stent to expand radially. In a second aspect of the invention, an endoluminal stent made from a shape memory alloy is encapsulated in its final diameter dimension and the encapsulated endoluminal stent-graft is manipulated in its reduced diameter dimension. It is expanded radially in vivo under the influence of the martensite austenite transition. In a third aspect of the present invention, a self-expanding endoluminal stent made from a material with inherent spring tension is encapsulated in its final diameter dimension, manipulated to a reduced diameter dimension, and a tube Restrain from outside for intracavitary delivery. Upon release of the external restraint in vivo, the spring tension exerted by the self-expanding stent causes both the stent and the ePTFE encapsulating cover to radially expand to a radially expanded diameter. In a fourth aspect of the invention, the endoluminal stent is made of a material with inherent elastic spring tension, encapsulated in a reduced dimension suitable for intraluminal delivery, and balloon inflated in vivo, The ePTFE cover is deformed in the radial direction.
[0004]
Shape memory alloys are a group of metallic materials that exhibit the ability to return to a defined shape or size when exposed to certain heat or stress conditions. Shape memory alloys generally can be plastically deformed at a relatively low temperature and return to a defined shape or size prior to deformation when exposed to a relatively high temperature. Shape memory alloys can be further defined as producing thermoelastic martensite. Shape memory alloys that produce thermoplastic martensite undergo a type of martensitic transition that deforms the alloy by a twinning mechanism below the martensitic transition temperature. In that case, the deformation is reversed when the twinning structure is reversed to the parent austenite phase upon heating. The austenite phase exists when the material is in a low strain state and exists at a constant temperature. The martensite phase can be either temperature induced martensite (TIM) or stress induced martensite (SIM). The shape memory material has an austenite state that is initially stable, M _s At a temperature above the onset temperature of martensite formation, but M _d When subjected to stress below the maximum temperature at which martensite formation can occur, the material is first elastically deformed, and when critical stress is reached, it is due to the formation of stress-induced martensite. Start metastasis. Temperature is A _s Depending on whether it is above or below the onset temperature of austenite formation, the dynamics when the deformation stress is released are different. Temperature is A _s Below, the stress-induced martensite is stable, but the temperature is A _s In the upper case, the martensite is unstable and reverses to austenite and the sample returns to its original shape. U.S. Pat. Nos. 5,597,378, 5,067,957, and 4,665,906 are delivered in the stress-induced martensitic phase of shape memory alloys and provide stress relief and stress-induced martens. Devices are disclosed that include intraluminal stents that revert to their pre-programmed shape upon transition from site to austenite.
[0005]
The feature of shape memory is that it is imparted to the shape memory alloy by heating the metal to a temperature above which the transition from the martensite phase to the austenite phase is completed, that is, the temperature above which the austenite phase is stable. be able to. During this heat treatment period, the shape of the metal is a “memory” shape. The heat-treated metal is cooled to a temperature at which the martensite phase is stable, causing the austenite phase to transition to the martensite phase. In that case, the metal in the martensite phase is plastically deformed, for example to facilitate its delivery into the patient's body. Subsequent heating of the deformed martensite phase to a temperature above the martensite to austenite transition temperature, e.g. body temperature, causes the deformed martensite phase to transition to the austenite phase, during which the metal Return to the original shape.
[0006]
The term “shape memory” is used in the art to refer to the deformation of a shape memory alloy in its martensite phase and at that temperature the alloy reverses to the austenite phase and begins to recover its pre-programmed shape. Used to describe the properties of certain materials that recover their pre-programmed shape after exposing the alloy to a temperature transition through the transition. The term “pseudoelastic” is used to describe the properties of a shape memory alloy where the alloy is stressed above the transition temperature of the alloy and stress-induced martensite is formed above the normal martensite formation temperature. used. Since it was formed above its normal temperature, the stress-induced martensite reverses to undeformed austenite as soon as the stress is removed if the temperature remains above the transition temperature.
[0007]
The martensitic transition that occurs in shape memory alloys produces thermoelastic martensite and develops from a high temperature austenitic phase in a long-term dimension. Specifically, martensite exists as a deformed platelet that appears to be a herringbone structure when viewed metallurgically. Although a primary phase change, the transition occurs not over a single temperature but over a temperature range that varies with each alloy system. The beginning and end of the transition during the heating or cooling period actually spans a much wider temperature range, but most transitions occur in a relatively narrow temperature range. The transition also exhibits hysteresis where the transitions on heating and cooling do not overlap. This transition hysteresis varies with the alloy system.
[0008]
The thermoelastic martensite phase is characterized by a low energy state and a sliding interface that can be driven by small temperature or stress changes. As a result of this, and as a result of constraints due to the loss of symmetry during the transition period, the thermoelastic martensite phase is crystallographically reversible. The non-thermal martensitic herringbone structure consists essentially of twin-related, self-regulating deformations. Changes in shape between deformations tend to cause them to avoid each other. As a result, little gross distortion is generated. In the case of stress-induced martensite or when stress is applied to the self-regulating structure, the deformed body, which can cause the maximum shape change in the direction of the applied stress, is stabilized and predominates in its form. This process creates a gross distortion that can be recovered when the crystal structure is reversed to austenite during the reversal period.
[0009]
The mechanical properties of shape memory alloys vary significantly over the transition temperature range. Martensitic alloys can be deformed to a few percent strain at very low stress, while austenitic alloys have much higher yield and flow stress. When heated after stress removal, the martensitic phase shape memory alloy will remember its undistorted shape and revert to its austenitic phase.
[0010]
When a shape memory alloy is exposed to temperatures above its transition temperature, the martensite phase can be stress induced. Once stress-induced martensite is present, the alloy strains immediately and exhibits increasing strain with constant stress dynamics. However, when the strain is removed, the shape memory alloy reverses to austenite at low stress and shape recovery occurs when stress is reduced, not when heat is applied. This effect of making the material very elastic is known as pseudoelasticity, and the effect is non-linear.
[0011]
The present invention preferably uses a binary, equiatomic nickel-titanium alloy because of its biocompatibility, and such an alloy exhibits a transition temperature within a physiologically compatible temperature range. Nickel-titanium alloys, like most other metal elements, exhibit mild solubility in excess nickel or titanium, and also exhibit ductility comparable to most conventional alloys. This solubility allows alloy formation with multiple elements and fluctuates both the mechanical and transitional properties of the system. Excess nickel in amounts up to about 1% is the most common alloying additive. Excess nickel significantly lowers the austenite transition temperature and increases the yield strength. Other frequently used elements are iron and chromium (to reduce the transition temperature) and copper (to reduce hysteresis and reduce the deformation stress of martensite). It is also desirable to minimize the amount of these elements because normal contaminants such as oxygen and carbon also change transition temperatures and degrade mechanical properties.
[0012]
The following terms used in this specification have the following meanings.
[0013]
A _f Temperature: The temperature at which the shape memory alloy completes its transition to austenite when heated.
[0014]
A _s Temperature: The temperature at which the shape memory alloy begins to transition to austenite when heated.
[0015]
Austenite: A stronger, higher temperature phase present in NiTi.
[0016]
Hysteresis: temperature difference between phase transitions during heating and cooling. For NiTi alloys, A _p And M _p Measured generally as the difference between.
[0017]
M _f Temperature: The temperature at which the shape memory alloy completes its transition to martensite when cooled.
[0018]
M _s Temperature: The temperature at which the shape memory alloy begins to transition to martensite when cooled.
[0019]
Martensite: A more deformable, lower temperature phase present in NiTi.
[0020]
Phase transition: A change from one alloy phase to another with changes in temperature, pressure, stress, chemistry and / or time.
[0021]
Shape memory: The ability of an alloy to return to a predetermined shape during heating due to phase transitions.
[0022]
Pseudoelasticity: Austenitic shape memory alloy is A _s M at the highest temperature above which, however, pseudoelasticity is obtained _d Reversible non-linear elastic deformation obtained when strained at lower temperatures.
[0023]
Thermoelastic martensite transition: A non-diffusible heat reversible phase transition characterized by crystal lattice distortion.
[0024]
(Summary of the Invention)
It is a primary object of the present invention to encapsulate the endoluminal support with a substantially integral cover of ePTFE.
[0025]
It is a further object of the present invention to encapsulate a shape memory alloy endoluminal stent with a substantially integral cover of ePTFE.
[0026]
In general, at least a portion is encapsulated in a substantially integral expanded polytetrafluoroethylene cover and is subjected to thermal strain recovery, pseudoelastic stress-strain kinetics or elastic kinetics at mammalian body temperature. It is another object of the present invention to provide a unique collection of endoprostheses consisting of a support of an endoluminal structure made of a shape memory alloy that exhibits either:
[0027]
Encapsulate shape memory alloy endoluminal stent in reduced delivery diameter dimension, ePTFE encapsulated stent-balloon expand graft, deform ePTFE cover radially, and encapsulate ePTFE on shape memory stent It is a further object of the present invention to release the radial restraint imposed by, thereby allowing the shape memory alloy stent to undergo a transition from its radially constrained dimension to an expanded deployment dimension.
[0028]
A diameter dimension comparable to the expanded diameter dimension of a shape memory alloy endoluminal stent, at least partially comparable to the expanded diameter dimension of a non-sintered tubular ePTFE extrudate, or a shape memory alloy endoluminal stent. Expanded by either a fully sintered ePTFE tubular member that is radially expanded to a diameter dimension that is then expanded and the encapsulated endoluminal stent is then reduced in its diameter dimension for intraluminal delivery It is another object of the present invention to encapsulate a shape memory alloy endoluminal stent in a defined diameter dimension.
[0029]
In addition, in a reduced delivery diameter dimension, a self-expanding endoluminal or pseudo-elastic shape memory stent such as a GIANTURCO stent is encapsulated, the ePTFE encapsulated stent-graft is expanded with a balloon, and the ePTFE cover is radiused. It is possible to deform in the direction and release the radial restraint imposed by the ePTFE encapsulation on the self-expanding stent, thereby allowing the self-expanding stent to expand radially to its in vivo diameter and elastically. It is a further object of the invention.
[0030]
A diameter dimension comparable to the expanded diameter dimension of a shape memory alloy endoluminal stent, at least in part to a diameter dimension comparable to the expanded diameter dimension of a non-sintered tubular ePTFE extrudate or a self-expanding endoluminal stent. Enclose the self-expanding endoluminal stent in its expanded diameter dimension with either a fully sintered ePTFE tubular member that is radially expanded and reduces the diameter dimension of the encapsulated stent for intraluminal delivery This is another object of the present invention.
[0031]
ePTFE Encapsulated Stent—The implant is encapsulated with a reduced delivery diameter dimension and balloon expanded to radially deform the ePTFE cover to provide radial restraint imposed by the ePTFE encapsulation on the shape memory stent. It is a further object of the present invention to release and thereby expand the stent radially to a larger diameter dimension in vivo, either by shape memory properties or elastic spring tension of the stent material.
[0032]
It is a further object of the present invention to provide a method of encapsulating shape memory alloy endoluminal stents and self-expanding endoluminal stents in either their reduced diameter dimension or their in vivo diameter dimension. is there.
[0033]
The ePTFE tubular members can be applied to their non-sintered, partially sintered or fully sintered endoluminal stents, encapsulated between the inner and outer ePTFE tubular members. It is another object of the present invention to provide an intraluminal stent encapsulated with ePTFE.
[0034]
The use of an ePTFE intermediate layer disposed adjacent to either the luminal inner surface or the outer surface of an endoluminal stent as an intermediate layer for assisting coupling between the inner and outer ePTFE tubular members of the lumen. It is a further purpose.
[0035]
(Detailed description of preferred embodiments)
FIG. 1 represents an ePTFE encapsulated endoluminal stent 10 of the present invention in a radially expanded diameter dimension. The inventive ePTFE encapsulated endoluminal stent 10 of the present invention is best described with respect to several preferred embodiments thereof. A first preferred embodiment is depicted in FIGS. 2A-2B and is generally a relatively small diameter dimension D. ₁ And at least partially encapsulated in the substantially integral ePTFE cover 14 and during body temperature, the ePTFE cover 14 is radially deformed to cause stress on the endoluminal stent 12. Release the endoluminal stent with a larger diameter dimension D ₂ It consists of an intraluminal stent 12 made of a shape memory alloy that is radially expandable in vivo under the influence of a radially outward force that undergoes a deformation to the.
[0036]
FIGS. 3-4 generally illustrate an endoluminal stent of the present invention that is at least partially encapsulated within a substantially unitary ePTFE cover 14 at least on the entire circumference of the inner and outer surfaces of the endoluminal stent 12. Twenty, second, third and fourth preferred embodiments are shown. The second, third and fourth preferred embodiments are that the type of endoluminal stent 20 used and the encapsulated stent device are under the influence of shape memory dynamics or elastic spring dynamics of the endoluminal stent 20, They differ from each other based on whether they are intended to be inflated radially in vivo or whether in vivo delivery will be assisted by a balloon catheter.
[0037]
The second preferred embodiment of the present invention generally has a relatively large diameter dimension D. ₂ And at least partially encapsulated in a substantially unitary ePTFE cover 14 while in the austenite phase and in the temperature-induced martensite phase and for a smaller diameter dimension D for intraluminal delivery. ₁ And an intraluminal stent 20 made of a shape memory alloy that is thermomechanically deformed and constrained by a constraining sheath 22. Once the delivery site is reached, the external restraint 22 is removed and the endoluminal stent 20 has undergone a martensitic transition to the austenitic state, without undergoing plastic deformation while extending the fold or removing compression. The ePTFE cover 14 is thermoelastically deformed 24 into its predetermined shape so as to contact the intraluminal tissue (not shown).
[0038]
The third preferred embodiment of the present invention generally comprises a self-expanding endoluminal stent 20 made of either an elastic spring material or a pseudo-elastic shape memory material, wherein the ePTFE encapsulating cover 14 is an intraluminal stent 20. A relatively large diameter dimension D that acts to warp up and is delivered into the lumen ₁ A relatively small diameter dimension D so as to constrain the endoluminal stent from radial expansion to ₂ During, at least partially encapsulated in a substantially integral ePTFE cover 14 and the ePTFE inclusion body is radially deformed at body temperature to release the strain applied by the ePTFE cover 14 and thereby self-expanding. The endoluminal stent 20 is radially deformed to a relatively large diameter dimension.
[0039]
The fourth preferred embodiment of the present invention generally has a relatively large diameter dimension D such that the ePTFE encapsulating cover 14 restrains the endoluminal stent from further self-expansion. ₂ A self-expanding endoluminal stent 20 made of either an elastic spring material or a pseudo-elastic shape memory material that is at least partially encapsulated in a substantially unitary ePTFE cover 14. . The assembly is then operated as by crimping, calendering, folding, compression, etc. to reduce its diameter dimension, suitable for intraluminal delivery, and constrained by an external restraining sheath 22. Dimension D ₁ Reduce to. Once placed in the desired intraluminal position, the restraining sheath 22 is removed, releasing the restraining force, and the endoluminal stent is elastically expanded as represented by arrow 24 to provide ePTFE cover 14. Is contacted with tissue (not shown) in the lumen.
[0040]
As shown in the following examples and the process flow diagrams of the supplementary figures in FIGS. The differences in method are largely due to the choice of endoluminal stent type, and the endoluminal encapsulated stent is intended for intraluminal delivery by balloon deformation of the ePTFE cover, or the delivery is luminal. Depending on the self-expanding nature of the encapsulated stent for internal use and the non-deformation of the ePTFE cover.
[0041]
(First aspect)
In accordance with a first preferred embodiment shown in FIGS. 2A and 2B, a balloon expandable, encapsulated shape memory alloy endoluminal stent 10 is provided. Balloon expandable, encapsulated shape memory alloy intraluminal stent 10 is generally a tissue memory and compatible, such as a shape memory alloy, preferably an equiatomic nickel-titanium alloy known as NITINOL, A at physiologically acceptable temperature _s It consists of an intraluminal stent 12 manufactured with a value. Intraluminal stent 12 has a diameter dimension D that is relatively small compared to intraluminal stent 12. ₁ In between, at least a portion is encapsulated in a substantially unitary ePTFE cover 14. The substantially monolithic ePTFE cover 14 is a continuous monolithic tubular structure that is seamless and along the at least a portion of the longitudinal axis of the endoluminal stent 12. At least part of both the inner and outer surfaces of the lumen around the entire circumference of the tube. As shown in FIGS. 5 and 6, the substantially unitary ePTFE cover 14 is configured such that the nodes are generally oriented perpendicular to the longitudinal axis 30 of the stent 12 and the fibrils are generally oriented along the longitudinal axis of the stent 12. It is characterized by having nodes and fibril microstructures oriented parallel to 30 and the distance between adjacent nodes is called the “internode distance”. As described in more detail in the parent application published as WO 96/28115, which is incorporated by reference, the substantially unitary ePTFE cover 14 is preferably about 6 atm. Less than, most preferably less than about 3 atmospheres, along the longitudinal axis thereof, ie, radially relative to the substantially integral ePTFE cover 14, on the longitudinal axis 30 of the endoluminal stent 12. Due to the deformation characteristics of the vertical nodes, it can be deformed in the radial direction. The encapsulated endoluminal stent 10 is radially expandable in vivo under the influence of a radially outward force, such as from a balloon catheter, so that the encapsulated endoluminal stent 10 is While at body temperature, place the ePTFE cover on the second relatively large diameter dimension D ₂ To release the restraining stress exerted on the endoluminal stent by the ePTFE cover. Simultaneous release of the restraining force exerted by the ePTFE cover causes the intraluminal stent 12 to undergo thermomechanical deformation to a larger diameter dimension.
Example 1 Heat-assisted stent assisted by a balloon
A shape memory alloy stent encapsulated with balloon assistance is constructed by longitudinally incising approximately 5 cm of a 60 cm long, first, seamless, unsintered, expanded PTFE tube having an inner diameter of 3.0 mm. It was done. The incision end was mounted in a fixture and the tube was suspended vertically. A length of wire was attached to the opposite end of the tube to assist in threading the tube through the inner diameter of the stent. The thickness of the ePTFE layer was measured to be about 0.35 mm using a snap gauge. The ePTFE tube has a node-fibril microstructure in which the fibrils are oriented parallel to the longitudinal axis of the tube through the thickness of the ePTFE tube wall.
[0042]
3. Place a 10 × 40 mm shape memory endoluminal stent in a cold, dry environment of about −40 ° C. and mechanically deform the stent to conform circumferentially to the outer diameter of the mandrel; Compressed around a mandrel with an outer diameter of 5 mm. The compressed stent is then removed from the cold-dry environment and passed concentrically over the outer diameter of the vertically suspended ePTFE tube, passing the wire through the stent lumen without rupturing or breaking the ePTFE tube. Assisted in placing the stent around the outer surface of the lumen of the ePTFE tube. A 3.3 mm diameter mandrel was then slid into the lumen of the ePTFE tube / stent assembly and the tube was secured to the mandrel using a 1/2 inch piece of tetrafluoroethylene (TFE) tape. The assembly was then removed from the vertical hanging fixture.
[0043]
To provide an interference fit between the first and second ePTFE tubes, a second, seamless one having an inner diameter of 4.3 mm with an inner diameter slightly larger than the outer diameter of the first ePTFE tube. A partially sintered ePTFE tube 60 cm long was cut longitudinally in the same manner as described above and placed on a vertical hanging fixture. The mandrel supporting the first ePTFE tube and shape memory stent was then passed through the lumen of the second tube until the stent was approximately centered on the mandrel. The wall thickness of the second layer was measured as described above and the thickness was measured to be about 0.35 mm. Again, as with the first inner ePTFE layer, the fibrils were oriented parallel to the longitudinal axis of the tube. The end of the second tube was also wrapped with a piece of TFE tape to secure it to the mandrel.
[0044]
The assembly was then placed in a spiral take-up wrapping machine that wrapped the assembly with a single layer of TFE tape whose tension was 1/2 inch. The overlap of winding was about 70%. The tension applied by the TFE wrapping tape pushes the ePTFE / stent / ePTFE composite structure against the mandrel, thereby bringing the layers of ePTFE into close contact through the gaps in the shape memory stent. The tension wrap was set to apply 1.7 psi pressure from the circumference around the ePTFE / stent / ePTFE and mandrel assembly.
[0045]
The packaged assembly was placed in a radiant heat furnace that had been preheated to a set point of 337 ° C. The assembly was left in the furnace for about 7 minutes and removed. The heated assembly was allowed to cool for a sufficiently long time to allow manual handling. After cooling, the TFE spiral package was peeled from the sample and discarded. The now ePTFE-encapsulated stent assembly was then rotated concentrically around the mandrel axis to break any adhesion between the inner ePTFE layer and the mandrel. The ePTFE encapsulated stent assembly still on the mandrel was placed in a laser trim fixture to trim excess ePTFE material from the proximal and distal ends. After trimming, the trimmed and encapsulated stent was removed from the mandrel.
[0046]
Five types of encapsulated stent samples were prepared according to the above description and each placed a balloon on a 10 mm × 4 cm PTA balloon inflation catheter. The apparatus was then placed in a temperature controlled water bath maintained at 37 ° C. A saline-filled inflation device was used to pressurize the balloon, thereby expanding the encapsulated stent. Each encapsulated stent device was radially expanded under the influence of balloon deformation of the ePTFE encapsulated cover with a total radial deformation to a 10 mm inner diameter occurring at an expansion pressure between 2 and 4 atmospheres. .
Example 2 Thin-Walled Thermally Placed Stent
The radially expanded, encapsulated stent obtained from Example 1 was placed on a 10 mm diameter stainless steel mandrel and spiraled using 1/2 inch ePTFE tape as described above. Wrapped.
[0047]
The packaging assembly was again placed in a radiant heat furnace preheated to a set point of 337 ° C. The assembly was left in the furnace for about 10 minutes and removed. The heating assembly was allowed to cool for a time sufficient to allow manual handling. After cooling, the end of the mandrel was fitted into two rings, and the TEF spiral package was peeled from the encapsulated stent sample and discarded. The encapsulated stent was rotated concentrically around the mandrel axis to break the adhesion between the endoluminal ePTFE surface of the encapsulated stent and the mandrel.
[0048]
The encapsulated stent was then cooled to about −20 ° C. in a cold dry environment and allowed to equilibrate for 30 minutes. The cooled encapsulated stent is then rolled between the two plates, and the encapsulated stent inner diameter is continuously reduced to about 3.5 mm, representing a reduction of about 40% from the radially expanded inner diameter of the encapsulated stent. Reduced. An encapsulated stent with a reduced inner diameter of 3.5 mm was fully inserted into a constraining sheath with an inner diameter of about 3.7 mm.
[0049]
The externally restrained encapsulated stent was then removed from the cooling environment and placed in a water bath maintained at a temperature of 37 ° C. A push bar was inserted into the constraining sheath and struck against one end of the constrained, encapsulated stent. The encapsulated stent was pushed out of the restraining sheath by passing the pusher bar through the restraining sheath. When the stent was extruded, it expanded radially from its compressed state and recovered the first fully expanded diameter dimension with an inner diameter of about 10 mm.
[0050]
(Second aspect)
The second preferred embodiment of the present invention shown in FIGS. 3-4 generally represents a relatively large diameter dimension D. ₂ And, when in the austenite phase, is at least partially enclosed in a substantially unitary ePTFE cover 14 for intraluminal delivery, to the temperature-induced martensite phase, and to a smaller diameter dimension D. ₁ It consists of an intraluminal stent 20 made of a shape memory alloy that is thermomechanically deformed and constrained by a constraining sheath 22. Once the delivery position is reached, the restraint 22 is removed and the endoluminal stent 20 has undergone a martensitic transition to the austenite state so that the ePTFE cover 14 contacts the tissue (not shown) in the lumen. The enlarged diameter dimension D ₂ And thermoelastically deformed 24.
Example 3 Encapsulated stent with self-positioning by heat
An encapsulated shape memory alloy stent placed by heat was prepared by placing a 40 cm long, first, seamless, expanded PTFE tube on a 10 mm cylindrical stainless steel mandrel. The inner diameter of the ePTFE tube was of sufficient size to allow an interference fit with the mandrel. The thickness of the ePTFE layer was measured to be about 0.20 mm by taking a radial section of a seamless tube and was evaluated with an optical micrometer incorporating a calibration reticle. The ePTFE tube had a node-fibril microstructure in which the fibrils were oriented perpendicular to the longitudinal axis of the mandrel through the wall thickness of the ePTFE tube. The end of the ePTFE tube was wrapped with TFE tape to hold the tube from sliding along the mandrel for the next assembly step. A shape memory alloy stent, nominally about 10 mm in inner diameter and about 100 mm long in its expanded diameter configuration, is placed concentrically on a mandrel covered with ePTFE at about 22 ° C. to form an ePTFE tube. Centered along the vertical length. The inner diameter of the shape memory stent was allowed by the outer diameter of the ePTFE tube on the mandrel and was fitted around the ePTFE tube without tearing or damaging the surface of the ePTFE tube. A second seamless ePTFE tube with a wall thickness of 0.20 mm, measured as described above, is first placed on one end of the second ePTFE tube with a longitudinal incision relative to the diameter. The mouth was manufactured and concentrically fitted over the stent and first ePTFE tube by concentrically inserting the mandrel / first ePTFE tube / stent assembly into the lumen of the second tube. . Again, like the first ePTFE tube, the second ePTFE tube is a node-fibril in which the fibrils are oriented parallel to the longitudinal axis of the second ePTFE tube through the thickness of the wall of the second ePTFE tube. Has a microstructure. The opposite ends of the second ePTFE tube were secured around the first ePTFE tube and mandrel by pulling and wrapping with a piece of TFE tape.
[0051]
The entire assembly is then placed in a spiral wound wrapping machine that pulls and wraps the assembly with one overlapping layer of 1/2 inch TFE tape in the same manner as in Example 1 and opens the stent wall. Compress ePTFE material from the first and second ePTFE tubes so that they are in close contact with each other.
[0052]
The packaged assembly was placed in a radiant heat furnace preheated to a set point of about 337 ° C. The assembly was left in the furnace for about 10 minutes and removed. The heated assembly was allowed to cool for a long time until it could be handled by hand. After cooling, the mandrel ends were fitted into two rings and the TFE spiral package was peeled from the encapsulated stent assembly and discarded. The encapsulated stent assembly was then rotated around the mandrel axis to break any adhesive present between the ePTFE material and the mandrel in the lumen. Excess ePTFE material was then trimmed from the proximal and distal ends of the encapsulated stent assembly as described in Example 1 and the encapsulated stent assembly was removed from the mandrel.
[0053]
The encapsulated stent was then cooled to about −20 ° C. in a cold dry environment and allowed to equilibrate for 30 minutes. The encapsulated stent was then crushed flat between the two plates to bring the radially opposite lumen inner walls into contact with each other, thereby forming a flat structure without the lumen. The encapsulated stent was then folded once along its longitudinal axis and then again a total of one flattening operation and two folding operations. In this way, the diameter of the embedded stent was reduced by about 60% from its initial post-encapsulation diameter. The device was inserted entirely into a constraining sheath having an inner diameter of about 4.7 mm while in a cold drying environment.
[0054]
The folded, sheathed stent was then removed from the cooling environment and placed in a water bath maintained at a temperature of 37 ° C. The pushing device was inserted into the lumen of the restraining sheath and the encapsulated stent was pushed out of the restraining sheath as described in Example 2. When the stent was extruded, it was unwound from its flattened folded state and restored its original tubular diameter configuration with a nominal inner diameter of 10 mm.
[0055]
(Third aspect)
The third preferred embodiment of the present invention shown in FIGS. 2A-2B generally comprises a self-expanding endoluminal stent 10 made of either an elastic spring material or a pseudo-elastic shape memory material, and ePTFE. The encapsulating cover 14 acts to strain the endoluminal stent 10 and has a relatively large diameter dimension D ₂ A relatively small diameter dimension D so as to constrain the endoluminal stent 10 from radial expansion into the ₁ , At least partially encapsulated in a substantially unitary ePTFE cover 14. The self-expanding endoluminal stent 10 has a relatively large diameter until it is delivered into the lumen and the ePTFE inclusion 14 deforms radially at body temperature to release the strain applied by the ePTFE cover 14. Dimension D ₂ It cannot be deformed in the radial direction.
(Example 4) Encapsulated stent arranged by elastic spring balloon
An encapsulated, elastically self-expanding stainless steel stent was fabricated by placing a 30 cm long, unsintered ePTFE tube on a 3.3 mm cylindrical stainless steel mandrel. . The inner diameter of the ePTFE tube was allowed to provide a slight interference fit on the mandrel. The thickness of the ePTFE layer was determined to be about 0.35 mm by direct measurement of the seamless tube wall using a snap gauge. The ePTFE tube has a node-fibril microstructure in which the fibrils are oriented parallel to the longitudinal axis of the ePTFE tube through the thickness of the ePTFE tube wall. The end of the ePTFE tube was wrapped with a piece of TFE tape to maintain the position of the ePTFE tube on the mandrel for the next assembly step. A second, seamless, sintered ePTFE tube is first cut longitudinally at the opposite end of the second tube, then the mandrel and first ePTFE in the lumen of the second ePTFE tube. By inserting the tube, it was fitted concentrically on the first ePTFE tube. One end of the second ePTFE was wrapped with a 1/2 inch piece of TFE tape to secure it to the first ePTFE tube and mandrel. The wall thickness of the second layer was measured as described above and the thickness was measured to be about 0.35 mm. Similar to the first ePTFE tube, the second ePTFE tube had a node-fibril microstructure with the fibrils oriented parallel to the longitudinal axis of the ePTFE tube.
[0056]
An elastic spring stainless steel stent having a nominal inner diameter of about 15 mm in its expanded diameter configuration and a length of about 24 mm was inserted into the constraining sheath to reduce the inner diameter to about 4.0 mm. A short length of stent was left exposed from one end of the restraining sheath. A constraining sheath containing a radially constrained stent was inserted over the mandrel and pushed between the first and second ePTFE tubes so that it was located midway between the first and second ePTFE tubes. . The exposed end of the stent was then frictionally fitted through the second ePTFE tube wall, the restraining sheath was withdrawn, and the stent was placed leaving the first and second ePTFE tubes. The unsecured end of the second ePTFE tube was then secured to the first ePTFE tube and mandrel with a 1/2 inch piece of TFE tape.
[0057]
The assembly is then placed in a helical take-up machine as described in Example 1 above, pulled and wrapped with a single layer of 1/2 inch TFE tape, and sintered in a radiant heat furnace. Cool, strip off the TFE tape, and trim the excess ePTFE with a laser.
[0058]
The resulting encapsulated stent was placed on the balloon on a 12 mm x 4 cm PTA balloon dilatation catheter. The apparatus was then placed in a temperature controlled water bath maintained at 45 ° C. A balloon-filled inflation device was used to apply pressure to the balloon, which radially deformed the ePTFE inclusions, allowing for radial expansion of the elastically self-expanding stent. The encapsulated stent expanded globally to an inner diameter of 12 mm with an applied pressure of 2.5 atmospheres.
[0059]
(Fourth aspect)
The fourth preferred embodiment of the present invention, also represented representatively in FIGS. 3-4, is generally compared so that the ePTFE encapsulation cover 14 serves to inhibit the endoluminal stent 20 from further self-expansion. Large diameter dimension D ₂ , Comprising a self-expanding endoluminal stent 20 made of an elastic spring material or pseudo-elastic shape memory material that is at least partially encapsulated in a substantially unitary ePTFE cover 14. The encapsulated assembly then has its reduced diameter dimension D ₁ Then, it is worked by crimping, calendering, folding, etc. to achieve a profile suitable for intraluminal delivery, and then the assembly is constrained by an external restraining sheath 22. Once placed at the desired intraluminal site, the constraining sheath 22 is removed to release the constraining force, the intraluminal stent 20 is elastically expanded 24, and the ePTFE cover 14 is placed within the tissue in the lumen (shown). Not contact).
Example 5 Encapsulated stent with stress-induced martensite self-arrangement
A self-positioning, encapsulated shape memory alloy stent is constructed by placing a 40 cm long, expanded PTFE tube on a 10 mm cylindrical stainless steel mandrel. The inner diameter of the ePTFE tube is barely allowed to provide a slight interference fit on the mandrel. The thickness of the ePTFE layer is measured to be about 0.20 mm by taking a radial section of a seamless tube and is evaluated by an optical micro that incorporates a calibration reticle. The tube is configured such that the fibrils are oriented perpendicular to the longitudinal axis of the mandrel. The end of the seamless tube was wrapped with a piece of TFE tape to hold the tube from sliding along the mandrel for the next assembly stage. A shape memory alloy stent in its expanded diameter configuration of about 10 mm inner diameter and 100 mm length is placed on a mandrel covered with ePTFE at about 22 ° C. and centered on the ePTFE layer. The inner diameter of the shape memory stent is barely acceptable for the outer diameter of the mandrel covered with ePTFE. A second tube of seamless expanded PTFE is placed on the stent by dissecting the end of the second tube, and the mandrel, ePTFE tube and stent assembly are inserted into the second tube. The wall thickness of the second layer was measured as described above and was about 0.20 mm. Again, like the first inner ePTFE layer, the fibrils are oriented perpendicular to the longitudinal axis of the mandrel. The end of the second tube is also wrapped with a piece of TFE tape.
[0060]
The assembly is then placed in a spiral wrapping machine that wraps the assembly with one overlapping layer of 1/2 inch TFE tape. The overlap of the winding was about 70%. The packaging material presses the ePTFE / stent / ePTFE composite structure against the mandrel to bring the layer of ePTFE into intimate contact through the gap in the shape memory stent.
[0061]
The packaged assembly is placed in a radiant heat furnace that is preheated to a set point of 337 ° C. The assembly is left in the furnace for about 10 minutes and removed. Allow the heating assembly to cool for a sufficient time until it can be handled by hand. After cooling, the end of the mandrel is fitted into two rings, the TFE spiral package is peeled from the sample and discarded. The ePTFE / stent assembly is then rotated around the mandrel axis to break the grip of the inner ePTFE layer against the mandrel. A sample of the stent is placed on the fixture while it is on the mandrel to laser trim the ePTFE material from the embedded stent. Trim operation is performed at both ends of the device. After trimming, the embedded and trimmed stent is removed from the mandrel.
[0062]
The encapsulated stent is then rolled between the two plates and the stent diameter is reduced to about 3.5 mm. Thus, the diameter of the embedded stent is reduced by about 40% from its initial post-encapsulation diameter. While in the compressed state, the device is inserted entirely into a constraining sheath with a lumen of about 3.7 mm.
[0063]
The restraint stent is placed in a water bath maintained at a temperature of 37 ° C. An extruder is inserted into the lumen of the sheath and the stent is pushed out of the restraining sheath. Upon extruding the stent, it was released from its flattened folded state and recovered to a tubular diameter configuration after the initial encapsulation.
[0064]
(5th aspect)
According to a fifth preferred embodiment of the encapsulated stent of the present invention, at least a portion of the unsintered tubular intermediate layer is adjacent to the endoluminal stent between the inner and outer ePTFE layers and at least along its longitudinal portion. And place it. The intermediate layer member may comprise a single tubular member that extends along at least a portion of the longitudinal axis of the endoluminal stent. Alternatively, the intermediate layer member may consist of a plurality of ring-like members disposed along the longitudinal axis of the endoluminal stent and in spaced relation to each other. The intermediate layer member is preferably i) at least one of the inner and outer ePTFE tubular members of the encapsulated endoluminal stent of the present invention is fully assembled to form a unitary assembly of the inner and outer ePTFE tubular members. And / or ii) a radiopaque marker for shielding against electrical contact resulting from contact of metal atoms in the radiopaque marker with metal in the endoluminal stent. Can be used either to act as a barrier between the catheter and the endoluminal stent.
[0065]
The interlayer member can be any type of endoluminal stent, i.e., a shape memory alloy that behaves in either a thermoelastic or pseudo-elastic manner, a self-expanding stent where radial expansion is an event mediated by spring tension, or It can also be used with balloon expandable stents.
Example 6 Encapsulated stent with self-positioning by heat
An encapsulated shape memory alloy stent placed by heat was constructed by placing a 40 cm long, first sintered, seamless expanded PTFE tube on a 10 mm cylindrical stainless steel mandrel. The inner diameter of the ePTFE tube was large enough to allow an interference fit with the mandrel. The thickness of the ePTFE layer was measured to be about 0.20 mm by taking a radial section of a seamless tube and was evaluated by an optical micrometer incorporating a calibration reticle. The ePTFE tube has a node-fibril microstructure in which the fibrils are oriented parallel to the longitudinal axis of the mandrel through the wall thickness of the ePTFE tube. The end of the ePTFE tube is wrapped with TFE tape and retained from sliding the tube along the mandrel for the next assembly step. A shape memory alloy stent having a nominal inner diameter of about 10 mm and a length of about 100 mm in its expanded diameter configuration is placed concentrically on a mandrel covered with ePTFE at about 22 ° C., and the length of the ePTFE tube is Centered along the length of. The inner diameter of the shape memory stent was allowed by the outer diameter of the ePTFE tube on the mandrel and was fitted around the ePTFE tube without tearing or scratching the surface of the ePTFE tube.
[0066]
A pair of non-sintered ePTFE rings prepared by wrapping a non-sintered ePTFE membrane, wherein the nodes and fibril microstructures of the non-sintered ePTFE ring are perpendicular to the fiber orientation of the first ePTFE tube and the longitudinal axis of the stent. Were fitted concentrically around each of the opposing ends of the shape memory alloy stent and the first sintered ePTFE tube to have a fibril orientation.
[0067]
A second sintered seamless ePTFE tube having a wall thickness of 0.20 mm, measured as above, is first diametrically opposed to one end of the second ePTFE tube. By making a longitudinal incision and concentrically inserting the mandrel / first ePTFE tube / stent assembly into the lumen of the second tube, the total length of the stent, the unsintered ePTFE ring combination and the first Was fitted concentrically on the ePTFE tube. Again, like the first ePTFE tube, the second ePTFE tube is a node in which the fibrils are oriented parallel to the longitudinal axis of the second ePTFE tube through the wall thickness of the second ePTFE tube. -It has a fibril microstructure. The opposite ends of the second ePTFE tube were secured around the first ePTFE tube and mandrel by pulling with a piece of TFE tape.
[0068]
The entire assembly is then placed in a spiral wound wrapping machine that pulls and wraps the assembly with one overlapping layer of 1/2 inch TFE tape in the same manner as in Example 1 and is brought into close contact with each other through openings in the stent wall. The ePTFE material from the first and second ePTFE tubes was compressed into contact.
[0069]
The packaged assembly was placed in a radiant heat furnace preheated to a set point of about 337 ° C. The assembly was left in the furnace for about 10 minutes and removed. The heated assembly was left to cool for a sufficient time until it could be handled by hand. After cooling, the mandrel ends were fitted into two rings and the TFE spiral package was peeled away from the encapsulated stent assembly and discarded. The encapsulated stent assembly was then rotated around the mandrel axis to break the adhesion existing between the intraluminal ePTFE material and the mandrel. The excess ePTFE material was then laser trimmed from the proximal and distal ends of the encapsulated stent assembly as described in Example 1 to remove the encapsulated stent assembly from the mandrel.
[0070]
The encapsulated stent was then cooled to about −20 ° C. in a cold dry environment and allowed to equilibrate for 30 minutes. The encapsulated stent was then crushed flat between the two plates to bring the opposing lumen wall surfaces into contact with each other on the diameter of the encapsulated stent, thereby forming a flat structure without a lumen. The encapsulated stent was then folded once along its longitudinal axis and then again a total of one planarization and two folding operations were performed. Therefore, the diameter of the embedded stent was reduced to about 60% from its initial encapsulated diameter. While still in a cold drying environment, the device was inserted entirely into a constraining sheath having an inner diameter of about 4.7 mm.
[0071]
The folded, sheathed stent was then removed from the cooling environment and placed in a water bath maintained at a temperature of 37 ° C. An extrusion device was inserted into the lumen of the restraining sheath and the encapsulated stent was extruded from the restraining sheath as described in Example 2. When the stent was extruded, it was released from its flat collapsed state and restored its original tubular diameter configuration with an internal diameter of 10 mm.
[0072]
While the interlayer member used in Example 6 above was a single piece of unsintered ePTFE material, it will also be appreciated that tubular or ring-like unsintered ePTFE members can be used. When the interlayer member is a tubular or ring-like non-sintered ePTFE member, the interlayer member is preferably such that the fibril orientation of the interlayer member is parallel to the longitudinal axis of the interlayer member and the interlayer member is in between It will have node and fibril microstructures that are parallel to the fibril orientation of the sandwiched inner and outer ePTFE tubular members. This simultaneous parallel arrangement of fibril orientations of the intermediate layer member and the inner and outer ePTFE tubular members is in vivo for receiving anatomical structures at a radial inflation pressure comparable to that of the balloon-assisted encapsulated stent embodiment described above. The resulting encapsulated stent is further radially expanded by balloon inflation.
[0073]
If a thermoelastic transition of a shape memory endoluminal stent is desired, 1) avoid giving secondary shape memory to the shape memory alloy during sintering of the ePTFE encapsulated cover 2) encapsulation or delivery Avoids inducing stress-induced martensite formation during thermomechanical formation for placement on the catheter, and 3) induces non-recoverable strain by exceeding the strain limit of the shape memory alloy material used Care must be taken to avoid doing so. If the elastic kinetics of a stent manufactured from either a pseudo-elastic shape memory alloy or a spring tension material is desired, it may adversely affect the elastic deformation characteristics of the endoluminal stent during intraluminal delivery. As such, care must be taken to avoid plastically deforming the stent. Finally, encapsulating the stent in a reduced diameter for in vivo balloon inflation if the pseudoelastic dynamics of an intraluminal stent made from shape memory material is used in an encapsulated endoluminal stent The temperature of the shape memory alloy is set to A both during sintering and during deformation of the encapsulated stent to a reduced delivery diameter for filling onto the delivery catheter. _f Above, but M _d Care must be taken to keep it below. In this way, the stress-induced martensite phase is induced in the shape memory alloy during the deformation of the stent to a diameter dimension suitable for intraluminal delivery, and the encapsulated stent in the stress-induced martensite state is delivered, ePTFE restraint or When the constraining sheath is released, the stress is released and the stent in the stress-induced martensite phase is allowed to transition to austenite, keeping the stent elastically deformed to its pre-programmed diameter dimension. Will be done.
[0074]
The methods described in the above examples are summarized in FIGS. 9A-9B, which are process flow diagrams illustrating the basic method steps of the method for making each of the preferred embodiments. If a shape memory endoluminal stent is encapsulated in an ePTFE cover and the thermoelastic transition of the shape memory stent is desired, either a balloon assisted inflatable encapsulated stent embodiment or a self-expanding encapsulated stent embodiment The enlarged diameter dimension D ₂ From its reduced diameter dimension D ₁ Thermoelastic deformation of the shape memory stent to can be achieved according to the method 40 shown in FIG. 9A. The thermoelastic deformation method 40 initially involves providing a shape memory alloy endoluminal stent having a predetermined shape memory configuration 42. The endoluminal stent is then the martensitic transition temperature M of the shape memory alloy 44. _t Exposed to lower temperatures and sub-martensitic transition temperature M _s Is equilibrated. M _s While below the temperature, the stent is mechanically deformed to expand its expanded diameter dimension D. ₂ To a reduced diameter dimension D suitable for intraluminal delivery. ₁ To reduce the diameter. The stent in its reduced diameter dimension is now in its reduced diameter dimension D ₁ Dimensional state suitable for encapsulation.
[0075]
Encapsulation method 60 is shown in more detail in FIG. 9B, with its reduced diameter dimension D ₁ Or its enlarged diameter dimension D ₂ Applicable to shape memory alloy endoluminal stents that can be encapsulated in either, as well as to self-expanding stents that expand radially due to the inherent spring tension within the stent. The intraluminal ePTFE tube 62 is fitted concentrically on the mandrel 64 and secured to the mandrel. Either a shape memory stent or a self-expanding stent is selected at step 66. 70 when a shape memory stent is selected, the shape memory stent 52 is used to prevent the stent from radially expanding. _s In step 54, the tube is fitted onto the endoluminal ePTFE tube while maintaining the lower temperature. 68 when choosing a self-expanding stent, the ePEFE tube outside the lumen is sandwiched between the ePTFE tube inside the lumen and the ePTFE tubes inside and outside the lumen, and 78 self secured It is fitted concentrically on the expandable stent 80. 74, when a shape memory alloy endoluminal stent is used, the ePTFE tube outside the lumen is fitted concentrically on the stent. Once the stent is placed in the middle between the lumen inner and outer ePTFE tubes, the entire assembly is then wrapped 82 with TFE tape 82, both the lumen inner and outer ePTFE tubes and stents. Pressure is applied from the circumference to the entire circumference so that the ePTFE tubes are in close contact with each other through the gap of the stent. The entire package assembly can then be sintered 84 to trim 86 excess ePTFE overlying the end of the stent.
[0076]
Once trimmed, the encapsulated stent then has its reduced diameter dimension D ₁ An expanded diameter dimension D by fixing the encapsulated stent on a balloon catheter for balloon assisted delivery or following the method steps of thermomechanical deformation 40 ₂ Reduced diameter dimension D from ₁ Thermomechanical deformation into or crimped, folded or otherwise encapsulated stent with its reduced diameter dimension D ₁ Delivery by either forming stress-induced martensite for recovery by pseudo-elasticity by shrinking to, fixing on a delivery catheter and applying an external constraining sheath concentrically on the encapsulated stent Ready for fixation 88 on the catheter.
[0077]
Those skilled in the art have described the invention in its preferred embodiments and examples contained herein, but the composition of the material, the configuration of the shape memory alloy, the dimensional size and form of the stent and ePTFE, temperature, time and other It will be understood and appreciated that certain variations in operating and environmental conditions may be practiced without departing from the scope of the present invention, which is limited only by the claims appended hereto. For example, those skilled in the art will understand and appreciate from the foregoing that the manufacturing method of each of the above embodiments differs from each of the preferred embodiments. These differences in methods are largely due to the choice of endoluminal stent type and whether the endoluminal encapsulated stent is intended for intraluminal delivery by balloon inflation or the delivery occurs due to the self-expanding nature of the endoluminal stent. It depends on what.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a perspective view of an ePTFE-encapsulated endoluminal stent according to the present invention.
FIG. 2A is a perspective view of an ePTFE-encapsulated endoluminal stent encapsulated in its reduced diameter dimension for intraluminal delivery and in vivo balloon-assisted inflation.
2B is a perspective view of the ePTFE-encapsulated endoluminal stent of FIG. 2A, depicting an ePTFE-encapsulated endoluminal stent after balloon-assisted inflation.
FIG. 3 is a side, elevation, longitudinal cross-sectional view of an ePTFE-encapsulated endoluminal stent of the present invention encapsulated in its nominal in vivo dimension.
FIG. 4: Intraluminal delivery anchored on a delivery catheter with an axially mobile restraining sheath that restrains a self-expanding endoluminal stent encapsulated in its relatively reduced diameter dimension with ePTFE. The ePTFE-encapsulated stent of the present invention of FIG. 4 representing an ePTFE-encapsulated endoluminal stent that is deformed to a relatively reduced diameter and is partially reduced in intraluminal delivery diameter Fig. 2 is a vertical cross section of an elevational side surface of
FIG. 5 is a scan taken at 300 × magnification of the outer surface of a radially expanded ePTFE material used to encapsulate a balloon assisted radially expandable encapsulated NITINOL stent of the present invention. It is an electronic microphotograph.
6 is a scanning electron micrograph taken at 300 × magnification of the inner surface of an ePTFE material used to encapsulate a balloon-assisted, radially inflatable, encapsulated NITINOL stent of the present invention. FIG. is there.
FIG. 7 is a scanning electron micrograph taken at 300 × magnification of the outer surface of an ePTFE material used to encapsulate a self-expanding NITINOL or spring tension stent according to the present invention.
FIG. 8 is a scanning electron micrograph taken at 300 × magnification of the inner surface of an ePTFE material used to encapsulate a self-expanding NITINOL or spring-tensioned stent of the present invention.
FIG. 9A is a flow diagram representing the process steps of the present invention for thermomechanically deforming a pre-programmed shape memory stent into a reduced diameter dimension for inclusion or intraluminal delivery.
FIG. 9B is a flow diagram representing the process steps of the present invention for encapsulating shape memory alloys and self-expanding stents for making preferred embodiments of the present invention.

Claims (5)

ａ． ノード及びフィブリル微小組織をもつ、第１のチューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材の周囲に、第１の直径ディメンションにおける管腔内ステントを同心円的に嵌め込むこと、
ｂ． 管腔内ステント及び第１のチューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材の周囲に、ノード及びフィブリル微小組織をもつ第２のチューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材を同心円的に嵌め込むこと、
ｃ． 第１及び第２のチューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材並びに、それらの間に挟まれた管腔内ステントの周囲に円周方向からの圧力をかけること、並びに
ｄ． 第１及び第２のチューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材並びにそれらの間に挟まれた管腔内ステントを、管腔内ステントを通って、ポリテトラフルオロエチレン層を相互に一体に接合させて、膨張したポリテトラフルオロエチレンの１枚の、実質的に均質な層を形成するのに十分な期間、ポリテトラフルオロエチレンの結晶融点より上の温度にさらすこと、
の段階を含んでなり、
管腔内ステントが前以て規定されたオーステナイトのチューブラディメンション状態を有する形状記憶材料から製造されていること、並びに、段階ａの前に、管腔内ステントを、形状記憶合金のマルテンサイト転移温度より下の温度に冷却すること、並びに、マルテンサイト転移温度より下の温度で管腔内ステントを、第１のチューブラのポリテトラフルオロエチレン部材上に嵌め込むためにその管腔内への配達に適する縮小された直径ディメンションに変形させることを特徴とする、
封入ステント−移植片の製法。a. Concentrically fitting an endoluminal stent in a first diameter dimension around a first tubular expanded polytetrafluoroethylene member having nodes and fibril microstructures;
b. Fitting a second tubular expanded polytetrafluoroethylene member with nodes and fibril microstructures concentrically around the endoluminal stent and the first tubular expanded polytetrafluoroethylene member;
c. Applying circumferential pressure around the expanded polytetrafluoroethylene members of the first and second tubular and the endoluminal stent sandwiched therebetween; and d. An expanded polytetrafluoroethylene member of the first and second tubular members and an endoluminal stent sandwiched between them are passed through the endoluminal stent and the polytetrafluoroethylene layers are joined together. Subjecting it to a temperature above the crystalline melting point of polytetrafluoroethylene for a period of time sufficient to form a single, substantially homogeneous layer of expanded polytetrafluoroethylene,
Comprising the stages of
The endoluminal stent is manufactured from a shape memory material having a pre-defined austenitic tubular dimension state, and prior to step a, the endoluminal stent is made from the martensitic transition temperature of the shape memory alloy. Cooling to a lower temperature and delivering the intraluminal stent at a temperature below the martensitic transition temperature into the lumen to fit over the first tubular polytetrafluoroethylene member. Characterized by being transformed into a suitable reduced diameter dimension,
Encapsulated stent-a method of making a graft. ポリテトラフルオロエチレン部材のフィブリルが、チューブラの膨張したポリテトラフルオロエチレン部材の縦軸に実質的に平行に配向されている、請求項１記載の方法。  The method of claim 1, wherein the fibrils of the polytetrafluoroethylene member are oriented substantially parallel to the longitudinal axis of the tubular expanded polytetrafluoroethylene member. 段階（ａ）が更に、前以て規定されたオーステナイトのチューブラディメンション状態をもつ形状記憶材料から製造された管腔内ステントを提供する段階を含んでなり、そして段階（ｂ）が管腔内ステントが前以て規定されたオーステナイトのチューブラディメンション状態にある間に実施される、請求項１又は２記載の方法。  Step (a) further comprises providing an endoluminal stent made from a shape memory material having a pre-defined austenitic tubular dimension state, and step (b) comprises an endoluminal stent. The method according to claim 1 or 2, wherein is carried out while in the pre-defined austenitic tubular dimension state. 第１及び第２のポリテトラフルオロエチレン部材が、温度誘導マルテンサイト相及びその縮小された直径ディメンションにある管腔内ステントを拘束し、膨張したポリテトラフルオロエチレンの実質的に一体のカバーが、管腔内ステント上にかかった拘束力を解放するために半径方向に変形可能である、請求項１、２又は３記載の方法。  First and second polytetrafluoroethylene members constrain the temperature-induced martensite phase and the endoluminal stent in its reduced diameter dimension, and a substantially integral cover of expanded polytetrafluoroethylene comprises: 4. The method of claim 1, 2 or 3, wherein the method is radially deformable to release a restraining force applied on the endoluminal stent. 管腔内ステントが疑似弾性材料から製造され、形状記憶合金のマルテンサイト転移温度（Ｍ_s）より上の温度で、前以て決められたオーステナイトのチューブラディメンション状態を有し、そして管腔内ステントが、形状記憶合金が加熱時にオーステナイトへの転移を完了する温度（Ａ _f ）より上であるが、しかし擬似弾性が得られる最高温度（Ｍ _d ）より下の温度で変形されて、その管腔内配達に適した直径に管腔内ステントの直径ディメンションを縮小させる、請求項１〜４のいずれか１項に記載の、封入ステント−移植片の製造法。An endoluminal stent is manufactured from a pseudo-elastic material and has a predetermined austenitic tubular dimension condition at a temperature above the martensitic transition temperature (M _s ) of the shape memory alloy, and the endoluminal stent Is deformed at a temperature above the temperature at which the shape memory alloy completes its transition to austenite upon heating (A _f ) , but below the maximum temperature at which pseudoelasticity is obtained (M _d ) , and its lumen The method of manufacturing an encapsulated stent-graft according to any one of claims 1 to 4 , wherein the diameter dimension of the endoluminal stent is reduced to a diameter suitable for internal delivery.

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