JP4473861B2 - 弁 - Google Patents

Description

発明の詳細な説明

本発明は人工心臓弁、より詳細には、心臓の自然の大動脈弁または肺動脈弁の代用となる、可撓性のある小葉（ｌｅａｆｌｅｔ）を有する心臓弁に関する。

理想的な人工心臓弁は、自然の心臓弁と同様に機能することが望ましい。すなわち、血液が所定の方向に流れるときには、弁は、血液が弁を通って流れることができるように開位置を取り、血液が逆方向に流れようとするときには、血液が弁を通って逆方向に流れること（逆流）を防止する閉位置を取る。

自然の心臓弁には、薄く柔軟な小葉状組織が閉鎖部材として使用されている。弁が閉じる場合は、小葉は、各小葉が隣の小葉と接触するように配置される。この配置は、弁を閉じて血液が弁を通って逆流することを防止する役割を果たす。弁が開く場合には、小葉は互いに分離され、弁が位置する血管の内壁に向かって半径方向に動く。このように弁が開くという構造により、血液が弁を通って流れることができる。

自然の弁小葉と同様に開閉する小葉を備える人工心臓弁が多数製造されている。しかし、これらの人工弁は自然の弁と同様に機能するとはいえ、小葉の幾何形状は、人工心臓弁の構成において用いられる材料の特性が原因で様々に異なる。

自然の心臓弁と同様の人工心臓弁を設計する際には、数多くの要因を考慮しなければならない。これらの要因には、弁の小葉を開閉するために必要な圧較差、逆流、血液の処理、および弁の耐久性が含まれる。

自然の心臓弁と人工心臓弁の両方の小葉は、閉位置にあるときに弁全体にかかる高い逆圧に耐えられるだけでなく、血流の順方向において弁全体にかかる最小圧力で開くことができなければならない。

これは、血流が少ないときであっても弁が正しく機能するために必要なことである。さらに、血液が所望の方向に流れているときに、弁が迅速且つできるだけ広く開くことが望ましい。一般に、開位置における弁の最大オリフィスは弁の幅によって決まる。

弁が閉位置にあるときに、閉鎖逆流（閉じようとしている弁を通って血液が逆流すること）を最小限に抑えるために、小葉の自由縁同士が合わさって、血液の逆流を最小限に抑える密封を形成することが望ましい。

弁の設計と、弁の構成に用いられる材料により、凝固系と血小板の双方の活性化を最小限に抑えることが望ましい。血液が弁を通って流れることにより、せん断応力が高い領域または比較的うっ帯した領域に血液がさらされることを防止することが望ましい。

従来の心臓弁は通常、血流に対して垂直に配向された環状枠を有している。この環状枠は一般に下流方向に延びており、柱間の概ねＵ字形の３つの開口または波形を定める３つの柱を有している。柱間において波形の縁に沿って小葉が環状枠に取り付けられており、柱の下流端に隣接した小葉の自由縁には取り付けられていない。

「人工心臓弁」と題する国際公開第９８／３２４００号パンフレットには、閉じた小葉幾何形状を用い、自由縁へ向かった球体と小葉の基部へ向かった円錐から導かれる幾何形状に成形された小葉を有する３小葉弁を基本的に有する、心臓弁設計が開示されている。その半径により定められるこの球面の目的は、小葉に逆圧がかかっているときに、小葉の基部において、その半角により定められる円錐部分により提供される開口を密封することである。

国際公開第０１／４１６７９号パンフレットには、小葉が、枠柱に近い領域を含め小葉オリフィス全体の洗浄を容易にするように設計されている、心臓弁が開示されている。この出願では、負荷がステントに伝えられる交連の領域において応力が最も高いが、閉じた弁において小葉の腹状の膨らみが可能な限り少なければ応力が低減するとされている。小葉の腹状の膨らみを確保するために、上記の出願は、小葉に十分な材料がなければならないことを示している。

さらに、移植に適するように、人工弁は、少なくとも２０年間臨床的に機能するように十分な耐久性を備えていることが望ましい。人工小葉の耐久性は、小葉の構成材料だけでなく、使用中に小葉が受ける応力に左右される。しかし、ここ数年で心臓弁に改良が施されたとはいえ、人工弁にはまだ問題がある。適切な流体力学的特性を有する材料が数種類あるが、閉位置から開位置に循環することにより応力が繰り返しかかることが原因で生じる疲労のせいで、一見適切に思われる流体力学的特性を有する材料を用いて構成された多くの弁が使用中に機能しなくなる。

本発明者は、断面が放物線状の小葉を用いれば小葉の応力を低減できるため、弁の寿命を延ばすことができるということを発見した。

本発明の目的は、改良された人工心臓弁を提供することである。

したがって、本発明により、枠と少なくとも２つの可撓性のある小葉とを備えている人工心臓弁が提供される。
この枠は、使用時に血流に対してほぼ垂直に配向される環状部を備えており、この枠は第１端部と第２端部を有しており、一方の端部が、少なくとも２つの柱により分離され定められる少なくとも２つの波形縁部を定め、各小葉が波形縁部に沿って枠に取り付けられており、開位置と閉位置との間で動くことができる。
また、少なくとも２つの小葉のそれぞれは、血液流入側、血液流出側、および少なくとも１つの自由縁を有している。第１小葉の少なくとも１つの自由縁が、第２小葉またはさらに別の小葉の少なくとも１つの自由縁に向かって動かされるような形態で、少なくとも２つの小葉は、流体圧力が流出側にかかっているときに、閉位置とされる。また、第１小葉の少なくとも１つの自由縁が、第２小葉またはさらに別の小葉の少なくとも１つの自由縁から離れる方向に動かされるような形態で、少なくとも２つの小葉は、流体圧力が血液流入側にかかっているときに、開位置とされる。
更に、血流の軸線に垂直な第１平面において、柱の縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における柱間の円周方向（ＸＹ）における各小葉の長さは、放物線関数により定義される。

放物線関数への言及は、擬似三角関数、擬似楕円関数、滑らかな関数、またはほぼ放物線状の幾何形状を記述する値の表への言及を含む。

擬似関数を用いて放物線関数を記述することは、当業者にとって明らかである。

柱の縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における柱間の円周方向（ＸＹ）における小葉の長さを定義する放物線関数は、

により定義することが好ましい。
ここで、Ｙ_Ｚは、所定の座標ＸおよびＺにおけるＹオフセットであり、
Ｒは、放物線最大値であり、
Ｌ_Ｚは、高さＺにおける枠の第１柱と第２柱との間の直線距離であり、
ｘは、柱の基点から別の柱までの距離である。
また、放物線の長さは次の式により決めることができる。

心臓弁が開位置と閉位置の間を循環する際の小葉の枠または材料の寸法の変化を考慮するように、少なくとも１つの補正係数を、例えばＬ_ＺまたはＲの測定された長さに適用できることが好ましい。例えば、このような寸法の変化は、弁が閉じるときの人工弁の柱の内側への動き、弁が閉じるときの小葉材料の伸び、または小葉同士の概念上の一致点の動きであり得る（ただし、これらに限定されない）。枠および選択された小葉材料を考慮して必要とされる補正係数を決める方法は、当業者にとって明らかである。

補正係数は正、負、またはゼロであることが好ましい。

人工弁の枠と小葉を形成するために選ばれる材料と枠の設計は、弁の開閉時に人工弁が受ける力によって、枠と小葉の両方を含め人工弁がどの程度撓むかに影響する。例えば通常、人工弁の柱の内側への動きは、小葉にかかる血液の逆流の力が原因で、弁が閉じるときに生じる。この動きは通常、柱が枠に接している場所よりも柱の先端において大きい。枠のこの動きを補正するために、補正係数をＺにおける各高さでの小葉のＸＹ長さの決定に含めることが好ましい。

本発明の第１態様の人工心臓弁は、３つの小葉を備えることが好ましい。

３つの小葉を備える弁の実施形態においては、人工心臓弁の枠の一方の端部が、少なくとも３つの柱により分離される少なくとも３つの波形縁部を定める。ここで、各小葉は、対応する波形縁部に沿って枠に取り付けられている。

このような実施形態においては、３つの柱を枠の周囲に回転対称的に分散配置することが好ましい。

枠は、折り畳み可能なステントであることが好ましい。これが好都合である理由は、折り畳み可能なステントは経皮デリバリーにより患者の体内に取り込まれるからである。枠が折り畳み可能なステントである、弁の好ましい実施形態においては、ステントが患者の体内に適切に位置決めされているときに膨張式バルーンを用いて、折り畳み可能なステントを折り畳まれた状態から直立した状態にしてもよい。

本発明者は、好都合な小葉幾何形状を決めることにより、改良された人工心臓弁を提供した。実際には、このような幾何形状を有する小葉は、本発明の独立態様を備えている。

本発明の第２態様によれば、本発明の第１態様による弁において使用される弁小葉が提供される。ここで、柱に取り付けるための外側縁に沿った任意の位置における外側縁間の円周方向（ＸＹ）における小葉の長さは、放物線関数により定義される。

弁小葉は、人工心臓弁で使用するための心臓弁小葉であることが好ましく、本発明の第１態様の人工心臓弁であることがさらに好ましい。

上述のように、放物線関数には任意の擬似三角関数、擬似楕円関数、滑らかな関数、またはほぼ放物線状である幾何形状を記述する値の表が含まれる。

柱の縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における柱間の円周方向（ＸＹ）における小葉の長さを定義する放物線関数は、次の式により定義することが好ましい。

ここで、Ｙ_Ｚは、所定の座標ＸおよびＺにおけるＹオフセットであり、
Ｒは、放物線最大値であり、
Ｌ_Ｚは、高さＺにおける枠の第１柱と第２柱との間の直線距離であり、
ｘは、柱の基点から別の柱までの距離である。
また、放物線の長さは次の式により決めることができる。

心臓弁が開位置と閉位置との間を循環する間の、小葉の枠または材料の寸法の変化を考慮するように、少なくとも１つの補正係数を、例えばＬ_ＺまたはＲの測定された長さに適用できることが好ましい。

補正係数は正、負、またはゼロであることが好ましい。

小葉は、生体安定性と生体適合性を有する任意の材料から形成することが好ましい。

小葉は、エラステオン（Elasteon）から形成することが好ましい。

血流軸に垂直な平面の交差により定められる断面に沿って厚さが異なる小葉であることが好ましい。

血流軸に垂直な平面の交差により定められるＸＹ平面における小葉の断面の厚さは、小葉が枠に結合する最も厚い部分から、小葉のＸＹ平面の中間点における最も薄い部分にかけて徐々にほぼ連続して変化することがより好ましい。

上述の弁小葉は、上端と下端を有する。弁が本発明の第１態様の人工心臓弁である、好ましい実施形態においては、小葉の下端が波形部に取り付けられ、小葉の上端が自由縁を定める。

小葉の自由縁の形状は、小葉の自由縁の長さがＸＹ方向における小葉の長さよりも長くなるように決められることが好ましい。

本発明の第２態様の弁小葉は、人工弁の一部として製造してもよいし、あるいは独立して形成した後、形成済みの弁に取り付けてもよい。

一般に、弁の直径または枠の柱の高さが変化すると、小葉の幾何形状の計算、すなわち弁を適切に閉じるために必要なＸＹ方向における小葉の長さの計算に影響が出る。従来は、幾何学的拡縮を用いて様々な直径の弁に対応する小葉の幾何形状が決められているが、この手法の精度は低い。

心臓弁の小葉のＸＹ長さを決める、本明細書に記述した放物線関数の利点は、小葉の適切な幾何形状を決めるために、弁の直径または枠の柱の高さに関係なく用いることができることと、幾何学的拡縮が不要であることである。

したがって、小葉（例えば、内径２７ｍｍのステント向けに最適化された幾何形状を有する）の円周方向（ＸＹ）における長さを記述する、本願により開示される関数を用いて、異なる直径のステント（例えば、内径１７ｍｍのステント）向けの幾何形状を有する小葉の円周方向（ＸＹ）における長さを記述することができる。

これにより、本発明の第２態様の小葉を備える、様々な直径の弁をより簡単に設計・製造できるようになる。

縦軸（Ｚ）において少なくとも１つの小葉の自由縁が放物線状になるように、小葉の自由縁の形状を決めることが好ましい。

放物線は、いずれの方向でもよい。ただし、放物線が枠から離れる方向に延びる場合、放物線の最大高さは、放物線の両端を結ぶ概念上の直線よりも０μｍ〜５００μｍ高いことが好ましく、０μｍ〜１００μｍ高いことがより好ましく、０μｍ〜５０μｍ高いことがさらに好ましい。

放物線の最大深さは、放物線の両端を結ぶ概念上の直線よりも５０μｍ〜１０００μｍ低くなる、より好ましくは５０μｍ〜５００μｍ低くなる、さらに好ましくは５０μｍ〜１００μｍ低くなるように、少なくとも１つの小葉の自由縁が、枠の波形縁部に向かう縦方向において放物線状であることがさらに好ましい。

本発明者は、弁小葉の自由縁を放物線状にすれば、自由縁における小葉の応力および歪みの特性が改善されるということを示した。

特定の実施形態においては、自由縁を切り取ることにより、自由縁の放物線形状を作成してもよい。

本発明の第１態様の弁は、国際公開第０１／４１６７９号パンフレットまたは国際公開第０２／１００３０１号パンフレットにおいて開示された方法を改造するなどして、当技術分野で周知の任意の適切な方法を用いて製造することができる。人工心臓弁の製造時には、小葉を、弁が開位置と閉位置の間を循環する際の応力を最小限に抑える形状に成型することが好ましい。小葉は、完全な開位置または閉位置ではなく中立位置に形成することが好ましい。さらに、当業者にとって明らかであるように、完全な閉位置においては、小葉の自由縁が互いに接触するかほぼ接触するため、小葉の製造が困難になる。高さＺにおける枠に関して小葉のＸＹ方向の長さが決まれば、形成要素を基に小葉を製造できるように小葉の成型形状を定めることができる。

本発明者は、本発明の第１態様の小葉を製造する好ましい方法を開発した。実際には、この好ましい方法は本発明のさらなる独立態様を提供する。

第３態様によれば、以下のステップを有する、人工心臓弁の製造方法が提供される。
− 小葉形成面の円周方向（ＸＹ）における長さが放物線関数により定義されるような、少なくとも２つの小葉形成面を有する形成要素を提供するステップ、
− この形成要素を枠に係合させるステップ、
− この枠および係合された形成要素に被覆を施すステップであって、該被覆は枠に結合し、小葉形成面を覆う該被覆は少なくとも２つの可撓性のある小葉を形成し、少なくとも２つの可撓性のある小葉は、放物線関数により定義される円周方向（ＸＹ）における長さと、第１小葉が中立位置にあるときに、第１小葉と、血流軸に垂直な少なくとも１つの平面との交差により波が形成されるような表面輪郭とを有する、前記被覆を施すステップ、
− 形成要素から枠を外すステップ。

この被覆は、合成高分子材料であることが好ましく、合成樹脂材料またはプラスチック材料であることがさらに好ましい。

上述のように、小葉の成型時には、小葉を中立位置に保ち、互いに接触しないようにすることが望ましい。これは、小葉を波形構造に成型することにより達成される。小葉に流体圧力がかからない場合、小葉は開位置と閉位置の中間である中立位置にある。

小葉が成型される小葉形成面の形状は、波動関数により定義することが好ましい。したがって、ＸＹ方向における長さが決められた小葉の製造を補助するために、波動関数が小葉（１つまたは複数）に適用される。

小葉が成型される小葉形成面の形状は、第１振幅を有する第１波により定めてもよい。この第１波は、正弦波であってもよい。

あるいは、小葉が成型される小葉形成面の形状は、一緒に複合波を形成する、振幅が異なる少なくとも２つの波により定めてもよい。

複合波は、単一の波動関数よりも複雑であり得る。このため、小葉を製造することができる小葉成型形状の範囲が広がる。ここで、各高さＺにおける小葉のＸＹ長さが放物線関数などにより定義される。

小葉形成面を定める波と小葉の成型形状は、使用時の小葉の血流軸に平行でありこの軸と交差する垂直中央平面に関して非対称であることが好ましい。

あるいは、小葉形成面を定める波と小葉の成型形状は、小葉の血流軸に平行でありこの軸と交差する垂直中央平面に関して非対称である。

好ましい実施形態においては、この方法は、形成された少なくとも１つの小葉の自由縁を切り取るステップをさらに有している。特に好ましい実施形態においては、この方法は、自由縁を放物線状に切り取るステップをさらに有している。

枠が３つの柱を備えていることが好ましい。小葉形成面の数が柱の数と等しいことが好ましい。

本発明の方法においては、ディップ成形、従来の射出成形、ＲＩＭ成形、圧縮成形などを用いて、当技術分野で周知の任意の適切な方法で枠に被覆を施してもよい。

ディップ成形を用いて、比較的複雑な形状の外科用インプラントを形成することができる。通常、ディップ成形は次のように行われる。すなわち、高分子樹脂またはプラスチック材料を含んでいてもよい合成高分子材料に形成要素を浸し、合成高分子材料から形成要素を取り出し、その結果として形成要素に塗付された合成高分子材料の被覆を乾燥または硬化できるようにすることにより行われる。次に、成形品が形成要素から取り出される。

上述の従来型ディップ成形の不都合な点は、入り組んだ形状の成形時に、気泡が頻繁に型板の空洞または凹部に入り込むということである。成形品の硬化時にもこれらの気泡が成形品に入り込んだままになり、成形品に穴や窪みが生じて、成形品が使用に適さないものとなる。また、複雑な幾何形状の成形品にむらなく被覆を施さなければならないという問題も生じる。例えば、人工心臓弁のような入り組んだ形状の外科用インプラントを製造するには、精密被覆が欠かせない。特に、粘性が高い成形材料を成形に使用する場合は、気泡の問題とむらのない被覆の問題が生じる。

ディップ成形にかかわるこれらの問題は、反転ディップ成形を用いれば軽減することができる。

以下のステップを有する反転ディップ成形の方法により、枠に被覆を施してもよい。
− 形成要素を成形用溶液に浸すステップ、
− 成形用溶液に浸された前記形成要素を反転させるステップ、
− このようにして形成要素上に形成された被覆を乾燥または硬化できるように、形成要素を成形用溶液から分離するステップ。

成形用溶液に浸された形成要素を反転させることにより、被覆内に形成される気泡の数を減らすことができる。さらに、このような器具を使用すれば、成形用溶液をより効率的に利用することができ、一括処理に好適である。

反転ディップ成形を用いる実施形態においては、この方法は以下のステップを有してもよい。
（ｉ）形成要素を台に取り付けるステップ、
（ii）ハウジングを前記台に密封して、密室を形成するステップ、
（iii）形成要素が浸されるまで、前記密室に成形用溶液を充填するステップ、
（iv）前記密室を反転させるステップ、
（ｖ）被覆された形成要素を成形用溶液から分離するステップ。

密封を解き、例えば台を持ち上げ成形用溶液から形成要素を持ち上げることにより台を取り外すか、あるいは排出手段を用いて密室から成形用溶液を排出することにより、被覆された形成要素を成形用溶液から分離することができる。

反転ディップ成形が用いられる本発明の各態様において用いられる器具は、
− 少なくとも１つの形成要素を保持するのに適した少なくとも１つの台と、
− 前記少なくとも１つの形成要素を収めるのに適した開口端を有する少なくとも１つのハウジングと、
− 成形用溶液を保持するのに適した密室を形成するために、前記ハウジングを前記台に可逆的に密封する密封手段と、
− 前記密室を反転させる手段と、
− 成形用溶液を密室に注入するための、閉鎖可能な注入手段と、
− 成形用溶液をハウジングから排出するための、閉鎖可能な排出手段と
を備えている。

心臓弁小葉の製造、特に、小葉を形成するための枠の被覆、反転ディップ成形、および小葉の切断または切り取り、の特定の実施形態においては、形成要素は、互いに取り外し自在に取り付けられた少なくとも２つの部分を備える。

形成要素の少なくとも２つの部分を取り外し自在に取り付けるには、ネジを用いることが好ましい。

特定の実施形態においては、形成要素の第１部分は心臓弁枠据え付け部であり、第２部分はベース部である。このベース部は、反転ディップ成形器具に取り外し自在に取り付けてもよい。

形成要素の周りの材料が動き易くなるように、成形前および成形中、またはそのどちらかに被覆を加熱してもよい。この加熱は、成形用溶液が加熱されるように成形器具の少なくとも一部を加熱することにより行ってもよい。

合成高分子材料は、生体安定性と生体適合性を備えていることが好ましい。

合成高分子材料は、エラステオン（Elasteon）であることがさらに好ましい。

上述のように、本発明者は、自由縁の形状が放物線状であれば好都合であることを見出した。

放物線形状は、被覆プロセス時に形成してもよいし、小葉の製造後に形成してもよい。形成後に小葉を切断すれば好都合な場合があることが判明している。例えば、上述のように、小葉の自由縁を切り取って放物線形状を形成すれば有効であろう。

これまで、合成高分子材料から形成された心臓弁や小葉などの成形品を切断するために従来型の刃が使用されてきた。しかし、これらの従来型の刃は比較的短期間で切れ味が鈍くなるため、切り口の表面仕上げが悪い成形品が製造されることになる。

切刃を交換するための切断プロセス中断を最小限に抑えながら、切り口の仕上げの質を高く保つために、超音波切断装置を用いてもよいことがわかっている。

（ｉ）超音波振動子と、
（ii）細長い刃と、
（iii）動作時に振動子により、刃が刃の縦軸に沿った方向で振動できるように、刃を振動子に取り外し自在に取り付けることを可能にする取り付け手段と
を備える超音波切断装置を用いて小葉を切断してもよい。

所定の超音波周波数において、細長い刃の寸法を変えることにより、切断装置の最適な動作を実現できることが判明している。刃面に垂直な振幅の大きさを低減することで、より鮮やかな切り口がもたらされる。この特別な構成の刃を備えることにより、樹脂材料やプラスチック材料などの合成高分子材料の精密切断を実現できることが判明している。本発明の切断装置は、アセチル材料、ポリウレタン材料、および高分子材料の切断に特に適している。

刃の長さに対する幅の比率は０．１〜０．４であることが好ましい。ここで、幅とは刃の最も幅の広い部分の幅を意味し、長さとは刃の最も長い部分の長さを意味する。

細長い刃は、長さが２０〜３０ｍｍの範囲であり、厚さが０．５〜２ｍｍの範囲であり、幅が２〜１０ｍｍの範囲であることが好ましい。刃の幅が５〜８ｍｍの範囲であることがさらに好ましい。

超音波振動子またはモーターが１５Ｈｚの周波数で振動エネルギーを生成することが好ましい。

刃は振動子から最も離れた末端を有しており、この末端は単一の刃先を有してもよく、この刃先の形状は丸くてもよい。刃は複数の刃先を有することが好ましい。刃は、例えば矢じり形状をした、刃の末端において剣先を形成する刃先を縦側に沿って有することが好ましい。この縦側は弓形であることが好ましい。一実施形態においては、刃は針状である。刃の形状は、その縦軸に関して対称であることが好ましい。

刃は、ステンレス鋼、軟鋼、セラミック材料など任意の適した材料で構成してもよい。刃は、セラミック材料で構成することが好ましい。セラミック材料を用いるのが好都合なのは、鋼に比べセラミック材料は硬度が高く、刃に熱が伝わりにくいため、切断装置の動作中に温度が低く保たれるからである。

切断器具は、
（ｉ）アームに回転可能な玉軸受を有する、切断される成形品の表面において切断装置の刃を案内する針と、
（ii）針を超音波切断装置に取り付けるための取り付け手段と
をさらに備えることが好ましい。

この針は、動作時に玉軸受が切断される成形品の表面と接触するように位置決めされる。回転可能な玉軸受は上述のように位置決めされるが、刃の末端と接触しないことが好ましい。切断される成形品に玉軸受が接触している間、刃の末端の刃先が成形品に一定の深さだけ差し込まれるように、回転可能な玉軸受の最も外側の部分が刃の末端の最も外側の先端まで達していないことが好ましい。これにより、成形品の各部分が刃の刃先に一様にさらされるという、一貫性があり精密な切断が実現する。

針を超音波切断装置に取り付けるための取り付け手段が、据え付け台に切断装置を据え付けるための手段の一部を形成してもよい。据え付け台に切断装置を据え付けるための手段は、当技術分野で周知の３軸駆動装置などをさらに備えてもよい。この３軸駆動装置の各アームは、互いに垂直な３つの方向に直線的に動くことができるため、切断される成形品に対して超音波切断装置を適切に位置決めすることができる。

切断される成形品が駆動装置に据え付け可能であることが好ましい。例えば、切断される心臓弁小葉が形成される形成要素が駆動装置に据え付け可能であることが好ましい。

以下のステップを有する方法で、超音波振動刃を用いて心臓弁小葉を切断してもよい。
（ｉ）切断される心臓弁小葉に対して刃を位置決めするステップ、
（ii）刃を振動させるステップ、
（iii）刃が心臓弁小葉を所要の形状に切断するように、切断される心臓弁小葉を振動刃に対して動かすか、あるいは切断される心臓弁小葉に対して振動刃を動かすステップ。

心臓弁小葉は、心臓弁小葉が成形された形成要素上にある間、据え付け台に据え付け可能であってもよい。

本明細書に記述したように、本発明の第１態様による弁の利点は、閉位置から開位置に循環する際に小葉が受ける応力が最小限に抑えられることである。

弁が閉位置から開位置に循環する際と開位置から閉位置に循環する際に、弁の小葉に生じる応力を最小限に抑えることにより、人工小葉の寿命が延びる可能性が高い。

本発明者は、従来の人工弁の疲れ破損が曲げ応力が原因で生じることを確認した。特に、本発明者は、弁の合成高分子材料に対する応力の影響は、合成でない弁材料に対する影響とは異なることを確認した。

実際に本発明者は、弁の循環時における小葉の応力および歪みを考慮することにより、小葉の最適な幾何形状を決めることができることを確認した。この原則は、他の弁の設計に適用することができる。

したがって、本発明のさらなる独立態様においては、以下のステップを有する人工心臓弁の設計方法が提供される。
ａ）枠と少なくとも２つの可撓性のある小葉を備える心臓弁のモデルを提供するステップ、
ｂ）使用中に少なくとも１つの心臓弁小葉が受ける負荷を生成し、これらの負荷をモデルにかけるステップ、
ｃ）小葉の応力分布を決めるステップ、
ｄ）Ｚの任意の位置に対してＸＹにおける小葉の円周長さを変更するステップ、
ｅ）小葉の新たな応力分布を決めるステップ、
ｆ）小葉における局部応力集中を最小限に抑えるためにステップｄおよびステップｅを繰り返すステップ。

本発明のこの態様の好ましい実施形態においては、人工心臓弁は、本発明の第１態様の人工心臓弁である。

特に好ましい実施形態においては、このモデルは３つの可撓性のある小葉を備えている。

この方法は、心臓弁が開位置と閉位置の間を循環する際の、小葉の応力分布に影響する要因を考慮するようにモデルを調整するステップをさらに含むことが好ましい。

より好ましくは、小葉が合成高分子材料から形成される場合、この方法は、心臓弁が開位置と閉位置の間を循環する際の小葉の応力分布に影響する、小葉の合成高分子材料に依存する要因を考慮するようにモデルを調整するステップをさらに含む。

柱の縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における柱間の円周方向（ＸＹ）における小葉の長さは、放物線関数と少なくとも１つの補正係数により定義することが好ましい。この補正係数を用いて、弁が閉じるときの人工弁の柱の、内側への動き、弁が閉じるときの小葉材料の伸び、または小葉同士の概念上の一致点の動き、の少なくとも１つ（ただし、これらに限定されない）を補正することが好ましい。

このような補正係数が好都合である理由は、小葉のＸＹ長さを決める際に、弁を閉じるために必要な小葉のＸＹ長さに影響する要因を考慮することができるからである。例えば、人工弁の柱の、内側への動きは、小葉にかかる血液の逆流の力が原因で、弁が閉じるときに生じる。この動きは通常、柱が枠に接触している場所よりも柱の先端において大きい。この動きを補正するために、Ｚにおける各高さでの小葉のＸＹ長さの決定に補正係数を含めることにより、小葉の曲げ応力、特に座屈を最小限に抑えるようにこの小葉の長さを決めることができる。

心臓弁の小葉の自由縁は特に、応力および歪みを受けやすい。

この方法は、小葉の自由縁の様々な形状と長さを提供するステップをさらに有することが好ましい。

これが好都合である理由は、小葉を所定の形状に、例えば放物線状に切り取る効果を判断できるからである。

本発明の好ましい態様が、必要な変更を加えて他の各態様に適用される。

以下、添付図面の参照が可能な実例のみにより、本発明の実施形態を説明する。

上述のように、心臓弁が弁の最大オリフィスまでできるだけ広く開くことができ、このように開くためのエネルギーをできるだけ少なくし、血液が心臓弁を通っての逆流することを最小限に抑えるために、十分な小葉材料を心臓弁が有することを保証するために、心臓弁において使用するための多数の設計が提案されてきた。

血液の逆流を最小限に抑えるために、弁の自由縁の幾何形状が球状であれば、小葉の自由縁同士が合わさって互いに密封し合うことができるという提案がなされてきた。

米国特許第５，５００，０１６号明細書には、小葉の幾何形状を記述する次の式により定義される小葉が開示されている。
ｚ^２＋ｙ^２＝２ＲＬ（ｘ−ｇ）−α（ｘ−ｇ）^２
ここで、Ｚは血流軸における小葉の形状を定義し、ＺはＺ^２として定義されるため、上記の式により定義される小葉の幾何形状は血流に平行な軸において球状となる。国際公開第９８／３２４００号パンフレットにおいて、小葉の縁の表面が球状であれば、平面状または円錐状である場合よりも効果的な密封が実現されることが開示されている。国際公開第０１／４１１６７９号パンフレットにおいて、負荷がステントに伝えられる交連の領域において応力が最も高いが、閉じた弁において小葉の腹状の膨らみが実用上可能な限り少なければ応力が低減することが開示されている。

さらに、国際公開第９８／３２４００号パンフレットにおいて、弁が閉じており下流における圧力が上流よりも高い場合、応力分布が良好になるため、小葉の基部付近の小葉部分が球状であれば好都合であると提案されている。

したがって、この従来技術においては、小葉の自由縁における適切な密封を実現し、開閉時に小葉に生じる応力を低減するためには、心臓弁の小葉が、血流に平行な縦軸Ｚにおいてかなり余分な材料を有することが望ましいとされている。

図１ｂ、図１ｃ、および図１ｄに示したように、３つ、４つ、または５つの柱を備える枠を用いることにより、弁小葉に様々な角度θがもたらされ、小葉同士のぴったりとした密封が保証される。これにより、血液が弁を通って逆流することが最小限に抑えられる。柱の数が増えるほど、角度θが小さくなり、所定の点における小葉の曲がりが大きくなる。開位置と閉位置の間を循環する際、弁は特に角度θにおいてかなりの屈曲を被る。角度θが小さいほど、この点において弁が受ける応力が大きくなり、応力のせいで弁が機能しなくなる可能性が高くなる。

歪みが少ないまたは中程度である場合に応力が低いという生体弁の材料特性は、合成材料に比べ、生体弁の方がこのような屈曲にうまく対処できるということを意味している。合成材料は通常、生体材料とは異なる応力・歪み関係を有しており、歪みが少ないまたは中程度である場合にこれらの材料はより高い応力を受ける。これは、生体材料で構成された小葉に比べ、合成材料で構成された小葉は屈曲のせいで損傷しやすいということを意味している。

従来の弁設計は主に生体弁に基づいており、合成材料、特に合成高分子材料の様々な材料特性を考慮していない。

特に自由縁において小葉同士をぴったりと密封する必要があるということを動機とした、弁構成に関する従来の設計と考えに比べ、本発明の弁の小葉は、開位置と閉位置の間を循環する際に小葉が受ける応力を最小限に抑えることを目的として設計された。

自由縁に沿った特定の点において応力点が増えやすくする原因である急激な湾曲を低減するために、放物線関数を用いて小葉の自由縁の長さ（ＸＹ）が決められた。自由縁の放物線長さは、自由縁が柱に結合する枠の柱間の距離と放物線最大値を用いて決めることができる。

図１ｅ、図１ｆ、および図１ｇに示したように、自由縁の形状を放物線状にすることにより、小葉の湾曲がなだらかになり、自由縁に沿った材料の長さを枠寸法を知れば決めることができる。ただしこの設計では、従来の考えに比べ、自由縁に沿ったすべての点において小葉同士が必ずしもぴったりと密封されるわけではない。しかし驚くべきことに、放物線関数などの関数を用いた小葉同士の密封は、弁が効果的に機能するために必要な程度まで、血液が弁を通って逆流することを最小限に抑えることができるほど十分であるということが判明した。

小葉の自由縁における長さＸＹを決めることは、小葉同士が確実に閉じるようにするためと、小葉の自由縁が閉位置において互いに折り重ならないように自由縁における小葉の余分な材料を最小限に抑えるために重要である。

弁の自由縁におけるＸＹ長さを決めることができるだけでなく、本願は、Ｚにおけるすべての点での小葉の形状を放物線関数を用いて決めることにより、Ｚにおけるすべての点において小葉のＸＹ長さを決めることもできる。

図５ａ、図５ｂ、および図５ｃに示したように、閉位置において、小葉はほぼ直線状になるか（図５ａ）、腹状になるように余分な材料を有するか（図５ｂ）、あるいは小葉が概ねシグモイド形になるように基部に向かって小葉のＸＹ長さが減少する（図５ｃ）。図５ｂと図５ｃの両方において、小葉のＸＹ長さと形状は不連続関数を用いて決められる。

本発明者は、図５ｂに示した弁の腹状の膨らみにより、腹状の膨らみ領域における応力が増すことを確認した。さらに、図５ｃに示したように、柱の基部に向かってＸＹにおける材料が減少するため、自由縁に向かう小葉部分における応力集中が増しやすいことを確認した。

ＺにおけるＸＹ長さが連続関数として変化するように、Ｚにおける各点において放物線関数などの関数として小葉の長さＸＹを決めることにより、局所応力集中を最小限に抑え、小葉全体にわたる応力分布をより均等にすることができる。

図１ａおよび図２ａに示したように、本発明の人工心臓弁８の好ましい実施形態は、ほぼ円筒形のステントまたは枠１０を備えている。この枠は、第１端部１２と第２端部１４を有している。第１端部１２は、それぞれ１つの先端２０を有する３つの柱１８により分離される波形縁部１６ａ、１６ｂ、および１６ｃを備えている。心臓弁は、３つの小葉３０をさらに備えている。各小葉３０は、枠１０のそれぞれの波形縁１６ａ、１６ｂ、または１６ｃに結合された固定縁３２と、ほぼ柱１８の先端２０間に広がる自由縁３４とを有している。

小葉３０は、開位置から閉位置へ、また閉位置から開位置へ動くことができるように構成されている。大動脈位置において（人工心臓弁が大動脈弁の部位に位置決めされている場合）、小葉３０は血液流入側３６と血液流出側３８を有しており、大動脈の血液により液体圧力が流出側３８にかかると閉位置になり、心室の血液により液体圧力が流入側３６にかかると開位置になる。小葉に流体圧力がかからない場合、小葉は開位置と閉位置の中間である中立位置にある。

心臓の左心房と左心室との間の僧帽弁位置で弁を使用する場合、弁の向きは上述の向きとは逆になる。そのため、左心房からの血流により小葉が開位置に動き、小葉が左心室に向かって開いて左心室に血液が流れ込むことができる。左心室から左心房に向かう血流による逆圧が原因で僧帽弁が閉じるため、逆流が最小限に抑えられる。

従来技術の弁の小葉の閉位置を示す、線分３−３に沿って切った断面図である図５ｂにおいて、「腹状の膨らみ」部分４０が小葉の中間部分に存在する。小葉の自由縁と中心部との間のこの「腹状の膨らみ」部分が原因で、従来技術の小葉は、ＸＹにおける曲線とＺにおける曲線という二重の湾曲を有する。さらに、この「腹状の膨らみ」形状４０が原因で、従来技術の小葉は、小葉の垂直中央平面に沿った断面で見た場合、ほぼ凹状になる。

図２ａに示した線分３−３に沿って切った本発明の弁の断面図、図５ａに示したように、小葉には「腹状の膨らみ」がなく、Ｚにおいて閉位置の小葉はほぼ直線状である。

「腹状の膨らみ」部分を含む従来の設計は、自由縁において弁を最大限密封することができ、逆流を最小限に抑えられると考えられていたため、以前は支持を受けていた。

しかし、ＸＹ平面とＺ平面に湾曲があるという二重の湾曲が原因で、開位置と閉位置の両方において小葉材料が余分になり、閉位置から開位置に動くときに、小葉材料に気泡または座屈が形成されやすい（図１１に示す）。

従来技術の小葉における血流軸に平行な小葉３０の垂直中央平面（図２ｂの線分Ｉ−Ｉ）に沿って切った弁の断面を示す図７ｄと、本発明の小葉の垂直中央平面（図２ａの線分Ｉ−Ｉ）に沿って切った断面を示す図７ｂを比較すれば、この余分な材料がはっきりとわかる。この比較から、本発明の弁の小葉３０には腹状の膨らみ領域４０が見られないことがはっきりとわかる。

実際に、図７ｂに示した断面は、本発明の小葉形状が、弁の開位置と閉位置の両方で垂直方向においてほぼ直線状であることを示している。

従来技術の小葉に見られる「腹状の膨らみ」４０を取り除くためにＸＹにおける材料の円周長さを決めるには、弁の適切な開閉が可能であるような、Ｚにおけるどの位置についても小葉の円周方向（ＸＹ）における長さを決めなければならない。

図６に示したように、閉位置において小葉の自由縁３４が点４２で合わさって、血液が弁を通って逆流することを最小限に抑えるように、小葉の材料が柱１８間に広がっていなければならない。

この円周長さ（ＸＹ）は、放物線関数を用いて数学的に定義することができる。

この放物線関数は、次のとおりである。

ここで、Ｙ_Ｚは、所定の座標ＸおよびＺにおけるＹオフセットであり、
Ｒは、放物線最大値であり、
Ｌ_Ｚは、高さＺにおける枠の第１柱と第２柱との間の直線距離であり、
Ｘは、柱の基点から別の柱までの距離である。

放物線関数により円周方向（ＸＹ）において定義された小葉の柱の高さ点における円周長さ（ＸＹ）を計算するために、次の関数を用いることができる。

これにより、Ｚにおける各高さ点について円周長さ（ＸＹ）を決めることができる。

したがって、図１０に示したように、Ｚ１、Ｚ２、Ｚ３、．．．Ｚｎにおける円周長さ（ＸＹ）を決めることができる。

円周方向（ＸＹ）における小葉の長さを半径方向（Ｚ）において繰り返し計算することにより、小葉の完全な幾何形状を提供することができる。

枠の柱１８により定められる枠１０の波形縁３２の寸法は、枠を測定することにより決めることができるため、小葉３０の高さＺ（Ｌ_Ｚ）における枠の第１柱と第２柱との直線距離は、Ｚにおける複数の高さ点での２つの柱１８間の距離を測定することにより決めることができる（ここで、Ｚは柱に沿った所定の高さである）。次に、上記の式でこの柱間の距離を用いて、各高さ点における放物線（Ｐ）を生成することができる。示した実施形態においては、柱１８により定められる波形３２が原因で、ＸＹにおける小葉の円周長さは、柱の先端２０における第１端部から柱の基部における枠１４の第２端部に向かうほど減少する。選択する高さ点が多いほど、Ｚに沿った長さ（Ｐ）をより多く計算することができる。多数の高さ点を選択した場合、柱の先端から基部に向かう放物線関数により決められる長さは、ほぼ直線的に変化する。

上記の放射線関数を用いて決められる円周長さ（ＸＹ）を有する、弁８の小葉３０は小葉３０の自由縁３４において互いに接触するが、自由縁３４よりも低い点においてはほとんど接触しない。自由縁において小葉同士が接触するため、小葉３０に余分な材料または腹状の膨らみ領域４０を含むことなく、逆流を最小限に抑えることができる。

心臓弁の循環時に生じる要因を考慮するように、円周長さ（ＸＹ）をさらに調整することができる。これらの要因には、弁が閉じているときに小葉３０にかかる圧力が原因で生じる、枠１０の柱１８の、内側への動きが含まれる。枠１０の柱１８の、内側への動きの量は、枠１０の剛性と弁にかかる圧力に影響される。枠１０の柱１８の先端２０の動きは柱の基部よりも大きく、枠１０の柱１８間の波形幾何形状が正確に知られているため、小葉３０におけるＸＹの最適な円周長さ（Ｐ）を決める際に、この動きの差を考慮することができる。

閉じるときに枠１０の柱１８は互いに向かって動くだけでなく、小葉同士が接触する中心点４２または一致点に向かっても動く。この動きを考慮するように、小葉の円周長さＸＹを調整することができる。

小葉３０の材料は通常、ある程度の弾力性を有しているため、血流の圧力に応えて伸びる。小葉３０の長さを決める際にこの伸びを考慮すれば、弁の腹状の膨らみ領域４０を最小限に抑えることができる。

図８ａに示したように、循環プロセス時に心臓弁により生じる経時的応力を解析した結果、既存の心臓弁における主応力領域６０が小葉の自由縁の中間点に近いことが判明している。

図８ａのデータを利用して、図８ｂと図８ｃにそれぞれ示したように、ＸとＹにおける歪みエネルギー放出を判断することができる。図８ｂは、従来技術の小葉が、自由縁３４における欠陥の広がり６２が頂上部にあるという傾向を有していることを示している。図８ｃは、小葉が、小葉の自由縁３４より低い小葉３０の領域６４において横方向に欠陥が生じる傾向を有していることを示している。ただし、この領域は小葉の中心部より上にある。循環時の心臓弁を検査した結果、時間とともに、この低い領域における応力が原因で材料に欠陥が生じやすくなることが判明した。このような欠陥が原因で、弁が機能しなくなることがある。

本発明は、循環プロセス時の既存の弁の力学的特性を解析した結果、この低い領域における応力は、循環時の小葉が表面湾曲の方向を変える必要があることが原因で生じることがわかった。

特に、図１１に示したように、閉位置から開位置に循環する際に、小葉の表面の自由縁より低い領域に、その領域以外の小葉の表面の湾曲とは逆方向の、気泡のような形成物または座屈５０が形成される。

閉位置から開位置に動くとき、気泡のような形成物５０は、逆方向に突き出るように反転せざるを得ないため、小葉３０が撥ね上がるような動作をする。この撥ね上がるような動作により、図８ａ、図８ｂ、図８ｃ、および図８ｄに示したように、小葉の自由縁３４よりも低い領域で応力が高くなりやすい。

本発明者は、驚いたことに図９ａに示したように、Ｚにおける任意の点での小葉の円周長さＸＹが放物線により定義される、本願に記述した弁に関する主応力包絡線が弁全体にわたって減少することを確認した。本発明の弁に関して図９ｂと図９ｃにそれぞれ示したように、特にＸとＹにおける歪みエネルギー放出は、円周長さＸＹが放物線関数により決められる小葉であれば、小葉の自由縁より低く中心部より高い領域において横方向に欠陥が生じる傾向が最小限に抑えられることを示している。

本設計の小葉には余分な材料がなく、そのため腹状の膨らみが最小限に抑えられるという理由から、本発明の小葉の自由縁と中心部との間の領域において横方向に欠陥が生じる傾向が低くなることが認められる。

閉位置から開位置に動くときに、気泡のような形成物５０が生成されることがなくなるため、小葉に撥ね上がるような動作は生じない。上述のように、小葉の自由縁より低い領域において応力を高くなりやすい原因は、この撥ね上がるような動作であることが確認されている。図８ａと図９ａを比較して示したように、従来技術の弁に比べ、本願に記述した弁では、小葉の表面全体にわたって均等な応力分布が見られる。

小葉が循環する際の小葉における応力領域を最小限に抑えれば、小葉の耐久性が向上する。

放物線関数を用いてＺにおける各高さ点での小葉の円周長さＸＹを決めることにより、小葉の長さでの垂直分布が、完全な開位置と閉位置においてほぼ直線状になる。

上述のように、略放物線を描き小葉の長さの垂直分布が完全な開位置と閉位置においてほぼ直線状になるような関数を導出するために、適切な変更要因を付加した他の関数を用いることができることは、当業者にとって明白であろう。これは例えば楕円関数に基づいたものである。

上述のように、小葉の円周長さＸＹを決めるために用いる放物線関数に付加パラメータを含めてもよい。これらの付加要因は、ステントの柱の動き、閉位置から開位置に小葉が動くときの小葉の弾力性、または閉じることができるために必要とされる小葉の長さに影響する循環時に生じる他の要因であってもよい。

上述の関数は、枠の柱に沿ったＺにおける任意の高さ点での放物曲線の横方向の長さを明確に決める。このため、幾何学的拡縮を用いることなく、上記の関数を任意の直径の弁または様々な高さの柱を有する弁に適用することができる。これは、必要以上の実験を実施することなく、小葉の幾何形状が同じである様々な寸法の弁を製造できることを意味する。

上述の実施形態の小葉３０の表面輪郭は、完全な開位置において、血流軸に垂直な弁の小葉の交差によりほぼ円筒形が形成されるような輪郭である。

上記のことに加え、図８ａに示したように、自由縁がほぼ放物線状７０になり、放物線の最も深い部分が、切り取られていない概念上の自由縁７４から最も離れるように、縦方向（Ｚ）に小葉の自由縁３４を切り取ることにより、小葉の自由縁における応力をさらに低減することができる。一般に、放物線の最も深い部分は自由縁７２の中間点にある（図９ａ）。図９ａは、自由縁の垂直方向に放物曲線を導入する効果を示している。図８ｂ、図８ｃ、および図８ｄを図９ｂ、図９ｃ、および図９ｄと比較すれば、縦方向（Ｚ）に放物線を導入することにより、自由縁における応力エネルギー放出が大幅に低減されることがわかる。

概念上の自由縁７４を放物曲線に切り取ることが理想的である。ここで、枠の第２端部に向かう縦方向における放物線７０の最も深い部分７２は、放物線の両端間の概念上の直線７４よりも５０μｍ〜１０００μｍ低く、より好ましくは５０μｍ〜５００μｍ低く、さらに好ましくは５０μｍ〜１００μｍ低い。

自由縁における応力を低減するために、異なる形状の切断、切り取り、または切れ込みを自由縁に導入することができる。しかし、所定形状の切断、切り取り、または切れ込みにより、応力に対する小葉の耐久性を下げるような欠陥が小葉に生じることがある。したがって、上述のように放射線状に切り取ることは、応力の焦点が小葉の自由縁に生じないということにおいて好都合である。自由縁上の局部的な点に曲げ応力を生じさせない切断、切り取り、および切れ込みが好ましい。

一実施形態においては、超音波切断装置を用いて放物線状の切断を行ってもよい。図１に示したように、一実施形態においては、超音波切断装置は超音波振動子（１００）、刃（１１０）、および切り刃を振動子に取り外し自在に取り付けることができる取り付け手段（１２０）を備えている。刃は、一点で接触して刃の末端を形成する２つの弓形刃先を有している。この実施形態においては、針は存在しない。超音波切断装置は、クランプ組立品（１４０）を用いて据え付け台（１３０）に据え付けられる。クランプ組立品は、据え付け台の第１端部から垂直に延びる直立部材（１５０）、直立部材から横方向に延び、固定ブロック（１７０）により直立部材に対して保持される支持部材（１６０）、および超音波切断装置をクランプ支持部材に固定するクランプ（１８０）を含んでいる。クランプ支持部材は、調整ネジ（１９０）を回すことにより直立部材の部分を上下にスライド自在に移動することができる。さらに、クランプ支持部材は直立部材に対して横方向にスライド自在に移動することもできる。この移動は、第２調整ネジ（２００）の回転により行われる。クランプ支持部材は、固定ブロックと固定板（２１０）の間に位置決めされる。固定板は、クランプ支持部材を適切な位置に固定するために直立部材に向かって動かすことができる。

図１６に示したように、アーム（２２０）はクランプ（１８０）から切り刃に達することができる。玉軸受（２２２）がアームの一方の端に回転自在に据え付けられ、刃のすぐ上に刃と接触しないように位置決めされている。使用時、玉軸受は、切断される成形品の表面に接触し、刃が成形品に差し込まれる深さを制御する。

図１７は、針ガイドなしで動作する状態の切断器具の斜視図である。切断される心臓弁小葉が３軸駆動装置（２３０）に据え付けられる。この駆動装置は、電気モーターで駆動してもよい。図１８は、図１７に示した実施形態の側面図である。

図１７と図１８の実施形態においては、駆動手段が動くことにより、切断される心臓弁小葉が刃と接触する。切断される心臓弁小葉を正確に位置決めすることにより、切断プロセスを正確に繰り返すことができる。次に、規定のパターンに従うことができる。このパターンは、駆動手段を駆動するコンピュータにより指示してもよい。

本明細書に記述した幾何形状を有する小葉は、射出成形、ＲＩＭ成形、圧縮成形、ディップ成形など当技術分野で周知の方法を用いて製造することができる。

一実施形態においては、反転ディップ成形を用いて心臓弁小葉を作成してもよい。図１４ａに示したように、反転ディップ成形器具の実施形態は、形成要素（１１１０）を保持する台（１０００）を備えていてもよい。ハウジング（１１３０）が台に密封されて、密室（１１４０）を形成する。ハウジングは側壁（１１５０）と天井（１１６０）を備えており、弁（１１８０）により閉じられる注入手段（１１７０）が設けられている。

台は、少なくとも１つの形成要素を保持するのに適している。台が１つの形成要素を保持するのに適していることが好ましい。台が反転または回転したときでも形成要素が所定の位置にとどまるように、形成要素は保持手段により台に固定される。形成要素は、台に取り外し自在に保持することが好ましい。

形成要素は、成形用溶液で被覆されるときに所望の大きさと形状の成形品が生成されるような形状を有している。形成要素は、成形用溶液で被覆されるときに所望の大きさと形状の小葉を生成する枠を保持するコアを備えていてもよい。

好ましい実施形態においては、図１４ｃに示したように、形成要素（１１１０）は２つの部分を有する。この形成要素は、ベース部（１１１４）に固定された枠台（１１１２）を備えている。人工心臓弁の枠８を枠台１１１２に据え付けることができる。枠台は、例えばネジ（１１１６）、または差し込み式金具や押し込み式金具など任意の適した固定手段を用いてベース部に固定される。枠台は、ベース部から取り外すことができる。

小葉の構成時に、枠台とベース部（２つの部分を有する形成要素）を用いてもよい。枠台の形状は、枠台に枠を据え付けるのに適しており、ディップ成形による小葉の製造を可能にする。枠台は、後で弁小葉を切断するときに枠と小葉を保持するためにも使用できる。枠台は、形成要素のベース部に取り外し自在に取り付けられている。このため、枠台部分をベース部から取り外して、ベース部を再使用することができる。枠台部分は、ネジでベース部に取り外し自在に取り付けてもよい。たとえ切断段階で枠台が損傷した場合でも、ベース部を維持したまま枠台を破棄することができるため、形成要素全体ではなくその一部だけを交換すればよい。さらに、様々な直径の枠や様々な弁小葉形状を有する枠を据え付けることができる各種の形成要素台を同じベース部に固定することができるため、完全な形成要素の必要性が少なくなる。

台（１０００）に置かれた形成要素がハウジング内に達することができるように、ハウジング（１１４０）は開口端（１１４２）を有している。

ハウジングの大きさと形状は、形成要素（１１１０）を収めることができ、形成要素に被覆を施すのに十分な成形用溶液を保持できる容量を有するようになっている。ハウジングは、台に向かい合うハウジング部分である天井（１１６０）を有している。

ハウジングは、任意の適切な形状を有していてもよい。例えば、一方の端が閉じており他方の端が開いており、閉じた端が天井であるような円筒形であってもよい。

通常、台とハウジングは鋼で構成される。

この器具は、密室を反転させる手段を備えている。反転され開いた室を図１４ｂに示している。水平軸を中心として台を回転させる手段により、ハウジングを反転させてもよい。一実施形態においては、台は台の水平面を通る水平軸を中心として回転可能である。この回転は、台を枠で軸支することにより行ってもよい。枠は、枠から台まで横方向に延びている横ピンを備えており、台がピンを中心として回転することができる。別の実施形態においては、ハウジングはハウジングの開口端の水平面における水平軸を中心として回転可能である。この回転は、ハウジングを枠で軸支することにより行ってもよい。枠は、枠からハウジングまで横方向に延びている横ピンを備えており、ハウジングがピンを中心として回転することができる。

密室の反転は、手回しクランクと電気モーターを含む駆動手段により行うことが好ましい。

密室は、成形用溶液を密室に注入するための、閉鎖可能な注入手段を有している。注入手段は、弁を用いて閉鎖可能であってもよい。注入手段はハウジングの天井における開口であることが好ましく、成形用溶液の中央容器につながった管を備えていることが好ましい。一実施形態においては、台は注入手段を備えている。別法として、密室内の台に近い位置になるように注入手段をハウジングの側壁の１つに設けてもよい。この実施形態においては、成形用溶液を注入手段を通って容器から密室にポンプで送り込んでもよい。粘性が高い成形材料を使用する場合は、この後者の実施形態が好ましい。

注入手段および排出手段、またはそのどちらかを加熱することが好ましい。外科用インプラントで一般に使用される成形用溶液は通常、粘性が高いため、成形用溶液が注入手段と排出手段を通って移動することは困難になることがある。加熱手段を成形器具に組み込んで、ハウジングと注入手段および排出手段の両方を加熱することができる。成形用溶液の温度が上昇すると粘性が低くなるため、成形用溶液が注入管と排出管を通って移動しやすくなる。

ハウジングは、閉鎖可能な排出手段を有している。ハウジングの天井における開口／管が排出手段となることが好ましい。ハウジングが反転されると、重力により成形用溶液をこの開口／管を通って排出することができる。排出手段は、弁を用いて閉鎖可能であってもよい。

図１４ａと図１４ｂに示した実施形態においては、排出手段は注入手段でもあることが好ましい。

動作時、形成要素は台に取り外し自在に固定され、ハウジングは形成要素を覆って台に密封される。このようにして形成される密室は、形成要素が直立するような姿勢であることが望ましい。形成要素よりも上のレベル、例えば図１４ａに示したレベル（１１５２）に達するまで、成形用溶液が注入手段を通って室に注入される。この段階で、弁（１１８０）を用いて注入手段が閉じられる。適当な期間の後、台と密室が回転により反転される。この場合、台は水平軸を中心として回転される。次に、反転された室が適当な期間放置された後、ハウジング／台の密封が解かれ、ハウジングが下げられる。これにより、被覆されたばかりの形成要素が反転位置で露出される。このことは、図１４ｂから見て取れる。次に、この実施形態において排出手段を兼ねている注入手段（１１７０）を用いて、成形用溶液をハウジングから排出することができる。別法として、ハウジング／台の密封を解く前に成形用溶液をハウジングから排出することができる。この時点で、形成要素を適宜、乾燥／硬化／処理することができる。

密室は密封方式であるため、成形用溶液が存在しないときに、密室の内部に存在する空気を他の溶液または気体と交換することができる。成形用溶液を注入する前に成形室に充填できる溶液または気体の種類は、製造要件に従って選択することができる。このようにすれば、成形用溶液と空気中の湿気との接触を避けることができる。

一実施形態においては、この器具は複数の台と複数のハウジングを備えている。この実施形態においては、すべての注入手段が成形用溶液の中央容器とつながり、注入手段と容器とがマニフォルドを形成することが好ましい。このマニフォルドを加熱することが好ましい。この実施形態においては、すべての台が枠で一体として軸支され、すべてのハウジングが台で一体として軸支されることが好ましい。まとめて成形すれば、より一貫した結果が得られコスト効率が高いという利点がある。

上述のように、枠の柱に沿ったＺにおける任意の高さ点での円周長さＸＹは、放物線関数または放物線関数を記述するために用いられる擬似関数により明確に決められる。図１ｅ、図１ｆ、および図１ｇからわかるように、本明細書で記述したように、ディップ成形または射出成形を用いて閉位置の弁小葉を製造することは、小葉の自由縁が互いに接触するため困難である。開位置の弁小葉を製造するための形成要素を提供することができるが、完全な開位置または完全な閉位置という２つの極端な位置の中間である中立位置の小葉を形成できれば、さらに望ましいであろう。

このような小葉を形成する一方法は、好ましい小葉形状についてＺにおける各点でのＸＹ方向の小葉の長さを決めることである。

小葉における腹状の膨らみの形成を最小限に抑えることができるような、Ｚにおける各点での小葉の長さを決め、適切な補正係数を用いて、Ｚにおけるその点での最終的なＸＹ長さを決める際に、波動関数をＺにおけるその点での小葉に適用することができる。図１２に示したように、この波動関数は、Ｚにおけるその点での小葉の形状を放物曲線から所望の成型形状に変えるが、最初の放物線形状として決められる小葉の長さは維持され、弁の製造後に弁が閉じると、Ｚにおける各点で小葉が再び放物線形状を取ることになる。

小葉の波形により、小葉を成型するためにＺにおいて配置された波により定められる形状の小葉形成面が形成要素に提供される。

弁がこのように製造されるため、小葉に流体圧力がかからない場合、成型位置において小葉は開位置と閉位置の中間である中立位置にある。中立位置にある弁を製造することは、小葉がこの位置において曲げ応力からほぼ免れるということを意味する。

小葉が形成される形成要素の形状は、１つの波動関数、または一緒になって複合波を形成する複数の波動関数により定義することができる。

小葉の成型に用いられる波動関数に関係なく、小葉の長さは、上述の放物線関数または擬似放物線関数と任意の補正係数により、波形の柱に沿ったＺにおける各点で定義される。

小葉の内面の形状は、形成要素の形状とほぼ同じになる。小葉の外面の形状は内面の形状と似ているが、小葉の作成に用いられる手法と高分子溶液の特性などが原因でばらつきが生じる。

放物線関数と任意の補正係数により定義されるような適切な長さを有し、単一波動関数または合成波動関数のいずれかにより定義されるような形状を有する小葉が、適切な枠に取り付けられる。適切な枠の構成は、当業者にとって明らかである。この枠は、生体適合性を有する高分子、金属、または合成物から作成することができる。この枠は、小葉の一体性を確保するためにポリウレタンの被覆を施すことができる。

上記の関数を用いて第１小葉を記述したものに続いてさらに、この３小葉実施形態の残りの２つの小葉をＺ軸を中心として幾何形状を１２０°回転し、次に２４０°回転することにより決めることができる。

上述のように弁の小葉を形成したら、次に小葉を切り取って、２つの柱間に水平に広がる枠に取り付けられない小葉の縁（自由縁）を放物曲線状にすることができる。枠の波形部に取り付けられている小葉の部分に向かう放物線の両端間の概念上の直線よりも５０μｍ〜１０００μｍ低い位置に、放物線の最も深い部分がくる。

図１３に示したように、驚くべきことに、Ｚにおける各点での小葉の長さを放物線関数に従って決めることにより、弁の横方向応力が低減されるにとどまらず、小葉に腹状の膨らみが形成されることが最小限に抑えられ、且つ、閉位置から弁を開くために必要な圧較差も低減する。

最小限の圧較差の下でできるだけ広くオリフィスの幅に心臓弁を開くことが、人工心臓弁の設計において重要な条件である。

一方向の血流を制御するため、あるいは任意の種類の心臓補助装置における流れを制御するために、本発明の弁を心臓内の任意の必要な位置で使用することができる。

本発明の範囲を逸脱することなく、修正と改良を組み込むことができる。

閉位置における３小葉心臓弁の平面図である。 弁が完全に閉じられている、３つ、４つ、または５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 弁が完全に閉じられている、３つ、４つ、または５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 弁が完全に閉じられている、３つ、４つ、または５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 小葉の自由縁の長さＸＹが放物線関数により定義される、３つ、４つ、および５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 小葉の自由縁の長さＸＹが放物線関数により定義される、３つ、４つ、および５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 小葉の自由縁の長さＸＹが放物線関数により定義される、３つ、４つ、および５つの柱を有する心臓弁の平面図である。 半ば閉位置における本発明の３小葉心臓弁の実施形態を示す斜視図である。 半ば閉位置における従来技術の３小葉心臓弁の斜視図である。 半ば閉位置における本発明の３小葉心臓弁の実施形態を示す平面図ある。 完全な開位置における従来技術の３小葉心臓弁の平面図である。 完全な閉位置における、図４ａに示した従来技術の３小葉心臓弁の平面図である。 完全な開位置における、本発明による３小葉心臓弁の実施形態を示す平面図である。 完全な閉位置における、図４ｃに示した本発明による３小葉心臓弁の実施形態を示す平面図である。 図２ａに示した弁を線分３−３に沿って切った断面図である。 図２ｂに示した従来技術の弁を線分３−３に沿って切った断面図である。 Ｚにおけるシグモイド形小葉を有する弁の断面図である。 本発明の３小葉心臓弁の実施形態を示す平面図である。 弁の開位置（ＩＩ）と閉位置（Ｉ）における、本発明の３小葉心臓弁の実施形態の柱を示す部分断面図である。 弁の開位置（ＩＩ）と閉位置（Ｉ）における、垂直中央平面に沿った本発明の小葉の実施形態を示す部分断面図である。 弁の開位置（ＩＩ）と閉位置（Ｉ）における、従来技術の弁の柱を示す部分断面図である。 弁の開位置（ＩＩ）と閉位置（Ｉ）における、垂直中央平面に沿った従来技術の弁の小葉を示す部分断面図である。 従来技術の心臓弁小葉に生じる主応力の包絡線を示している。 閉位置から開位置に循環する際にＸ軸における従来技術の心臓弁小葉に生じる歪みエネルギー放出を示している。 閉位置から開位置に循環する際にY軸における従来技術の心臓弁小葉に生じる歪みエネルギー放出を示している。 閉位置から開位置に循環する際に従来技術の心臓弁に生じる歪みエネルギー放出を示している。 本発明による心臓弁の実施形態に生じる主応力の包絡線を示している。 閉位置から開位置に循環する際にＸ軸における本発明による心臓弁の実施形態に生じる歪みエネルギー放出を示している。 閉位置から開位置に循環する際にY軸における本発明による心臓弁小葉の実施形態に生じる歪みエネルギー放出を示している。 閉位置から開位置に循環する際に本発明による心臓弁小葉の実施形態に生じる歪みエネルギー放出を示している。 本発明による１つの小葉の実施形態を示している。 気泡または座屈の形成を示す、半ば閉位置（ａ）から連続的により開位置（ｂ）および（ｃ）を経て完全な開位置（ｄ）まで動く従来技術の小葉の概略図である。 小葉の円周長さの決定に加え、第１波により定められる小葉形状を示している。 平均圧較差（ｍｍＨｇ）に対する心拍出量（リットル／分）のグラフである。 成形前の反転ディップ成形器具の断面図である。 成形後の反転ディップ成形器具の断面図である。 本発明の成形器具で使用するのに適した形成要素の横断面図である。 据え付け台に据え付けられた超音波切断装置の斜視図である。 超音波切断装置の切断器具の図である。 針を備えていない超音波切断器具の斜視図である。 針を備えていない超音波切断器具の側面図である。

Claims (15)

1. 枠と少なくとも２つの可撓性のある小葉とを備える人工心臓弁であって、
   前記枠は、使用時に血流に対してほぼ垂直に配向される環状部を備えており、前記枠は第１端部と第２端部とを有しており、前記端部の一方は少なくとも２つの柱により分離され定められる少なくとも２つの波形縁部を定め、前記各小葉は前記波形縁部に沿って前記枠に取り付けられており開位置と閉位置との間で動くことができるようになっており、
   前記少なくとも２つの小葉のそれぞれは、血液流入側、血液流出側、および少なくとも１つの自由縁を有しており、第１小葉の前記少なくとも１つの自由縁が、第２小葉またはさらに別の小葉の前記少なくとも１つの自由縁に向かって動かされるような形態で、前記少なくとも２つの小葉は、流体圧力が流出側にかかっているときに、閉位置とされ、第１小葉の前記少なくとも１つの自由縁が、第２小葉またはさらに別の小葉の前記少なくとも１つの自由縁から離れる方向に動かされるような形態で、前記少なくとも２つの小葉は、流体圧力が血液流入側にかかっているときに、開位置とされ、
   血流の軸に垂直な第１平面において、前記柱の縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における前記柱間の円周方向（ＸＹ）における前記各小葉の形状およびその長さが放物線関数により定義され、前記弁が閉位置にあるときに前記放物線関数により決定される前記長さが前記高さ（Ｚ）に対してほぼ線形に変化する、人工心臓弁。
2. 前記柱の前記縦軸（Ｚ）に沿った任意の位置における前記柱間の前記円周方向（ＸＹ）における前記小葉の長さを定義する前記放物線関数は、
   により定義され、
   （Ｙ_Ｚは、所定の座標ＸおよびＺにおけるＹオフセットであり、
   Ｒは、放物線最大値であり、
   Ｌ_Ｚは、高さＺにおける前記枠の第１柱と第２柱との間の直線距離であり、
   ｘは、柱の基点から別の柱までの距離である）
   上記の式により定義される前記放物線の前記長さが
   により決められる、請求項１に記載の人工心臓弁。
3. ３つの小葉を備える、請求項１または２に記載の人工心臓弁。
4. 前記枠は折り畳み可能なステントである、請求項１〜３のいずれか１項に記載の人工心臓弁。
5. 少なくとも１つの前記小葉は、前記小葉の前記自由縁の長さが前記ＸＹ方向における前記小葉の前記長さよりも長くなるように構成されている、請求項１〜４のいずれか１項に記載の人工心臓弁。
6. 前記小葉の前記自由縁は、前記ＸＹ方向に垂直な縦方向（Ｚ）において前記小葉の前記自由縁が放物線状であるように構成されている、請求項５に記載の人工心臓弁。
7. 心臓弁において使用するための弁小葉であって、
   前記弁は、枠と、開位置および閉位置の間で動くことができる可撓性のある少なくとも２つの小葉とを備え、
   前記枠は、使用時に血流に対してほぼ垂直に配向される環状部を備えており、前記枠は第１端部と第２端部とを有しており、前記端部の一方は少なくとも２つの柱により分離され定められる少なくとも２つの波形縁部を定め、
   前記小葉は、前記枠の対応する柱の波形縁部にそれぞれ取り付け可能な第１外側縁と第２外側縁を有しており、
   前記血流に対してほぼ垂直な（ＸＹ）平面において、前記外側縁に沿って任意の高さ（Ｚ）において測定される前記外側縁間の前記小葉の形状およびその長さは放物線関数により定義され、
   前記閉位置において、前記放物線関数により決定される前記長さが前記高さ（Ｚ）に対してほぼ線形に変化する、弁小葉。
8. 前記弁小葉において、
   前記放物線関数は
   により定義され、
   （Ｙ_Ｚは、所定の座標ＸおよびＺにおけるＹオフセットであり、
   Ｒは、放物線最大値であり、
   Ｌ_Ｚは、高さＺにおける、対応する柱に取り付けるための第１外側縁と第２の対応する柱に取り付けるための第２外側縁との間の直線距離であり、
   ｘは、前記第１の対応する柱の基点から前記第２の対応する柱までの距離である）
   上記の式により定義される前記放物線の前記長さが
   により決められる、請求項７に記載の弁小葉。
9. 人工心臓弁を製造する方法であって、
   （ａ）小葉形成面の円周方向（ＸＹ）における形状およびその長さが放物線関数により定義されるような少なくとも２つの小葉形成面であって、前記弁が閉位置にあるときに前記放物線関数により決定される前記長さが前記高さ（Ｚ）に対してほぼ線形に変化する少なくとも２つの小葉形成面を有する形成要素を提供するステップと、
   （ｂ）前記形成要素を枠に係合させるステップと、
   （ｃ）前記枠および係合された前記形成要素に被覆を施すステップであり、該被覆は前記枠に結合するものであり、小葉形成面を覆う該被覆は少なくとも２つの可撓性のある小葉を形成するものであり、当該小葉の形状およびその長さは、前記血流に対してほぼ垂直な（ＸＹ）平面において前記外側縁に沿って任意の高さ（Ｚ）において測定される前記外側縁間の前記小葉の形状およびその長さが放物線関数により定義され、前記弁が閉位置にあるときに前記放物線関数により決定される前記長さが前記高さ（Ｚ）に対してほぼ線形に変化するものであり、前記小葉の表面輪郭は、使用中に前記第１小葉が中立位置にあるときに、前記第１小葉と、血流軸に垂直な少なくとも１つの平面との交差により波が形成されるようなものである、前記被覆を施すステップと、
   （ｄ）前記形成要素から前記枠を外すステップと、
   を含む方法。
10. 前記弁は請求項１〜６のいずれか１項に記載の弁である、請求項９に記載の方法。
11. 前記形成要素は３つの小葉形成面を有している、請求項９または１０に記載の方法。
12. 前記小葉の自由縁を形成するステップをさらに含む、請求項９〜１１のいずれか１項に記載の方法。
13. 前記小葉の前記自由縁がＸＹ方向に垂直な縦方向（Ｚ）において放物線状に形成される、請求項１２に記載の方法。
14. 請求項１〜６のいずれか１項に記載の人工心臓弁を設計する方法であって、
    ａ）枠と少なくとも２つの可撓性のある小葉を備える心臓弁のモデルを提供するステップと、
    ｂ）使用中に少なくとも１つの心臓弁小葉が受ける負荷を生成し、これらの負荷を前記モデルにかけるステップと、
    ｃ）前記小葉の応力分布を決めるステップと、
    ｄ）Ｚにおける任意の位置についてＸＹにおける前記小葉の円周長さを変更するステップと、
    ｅ）前記小葉の新たな応力分布を決めるステップと、
    ｆ）前記小葉における局部応力集中を最小限に抑えるためにステップｄおよびステップｅを繰り返すステップと、
    を含む、方法。
15. 前記心臓弁が開位置と閉位置との間を繰返し運動する際に前記小葉の前記応力分布に影響する要因を考慮するように前記モデルを調整するステップをさらに含む、請求項１４に記載の方法。