JPS61247447A - 人工心臓弁、人工心臓弁を製造するための方法およびそれに用いられる鋳型 - Google Patents
人工心臓弁、人工心臓弁を製造するための方法およびそれに用いられる鋳型Info
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- JPS61247447A JPS61247447A JP61039348A JP3934886A JPS61247447A JP S61247447 A JPS61247447 A JP S61247447A JP 61039348 A JP61039348 A JP 61039348A JP 3934886 A JP3934886 A JP 3934886A JP S61247447 A JPS61247447 A JP S61247447A
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- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
- A61F2/2412—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body with soft flexible valve members, e.g. tissue valves shaped like natural valves
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、その膜が繊維強化マトリックス物質であると
ころのいくつかの合成膜を有する実質的にたわまないフ
レームから構成される人工心臓弁に関する。本発明はさ
らに人工心臓弁を製造するための方法と大動脈位および
３つの膜をもつフレームから成る肺位における移植のた
めの人工心臓弁を製造するためにこれに用いられる鋳型
に関する。
ころのいくつかの合成膜を有する実質的にたわまないフ
レームから構成される人工心臓弁に関する。本発明はさ
らに人工心臓弁を製造するための方法と大動脈位および
３つの膜をもつフレームから成る肺位における移植のた
めの人工心臓弁を製造するためにこれに用いられる鋳型
に関する。
人工心臓弁は３つのグループに分けられる、すなりち、
機械的人工弁、動物の心臓弁が使用される生物的人工弁
および人工的膜の人工弁、機械的心臓弁はオランダ特許
出願７９０６５０６および米国特許明細書３８２４６２
９に記載される０機械的心臓弁の欠点は、長期において
は不利な結果をもたらすことのある抗凝固剤を患者が使
用しなければならないということである。すなわち、弁
の材料が血小板のための付着場所となるために、機械的
弁はそれ自体血栓形成性がある。その結果として、弁の
機能を妨げ、ゆるんで、身体の別のところで不利な作用
をもつことのある凝血が起る。従って、機械的心臓弁を
もつ患者は定期的に抗凝固剤を使用する必要がある。
機械的人工弁、動物の心臓弁が使用される生物的人工弁
および人工的膜の人工弁、機械的心臓弁はオランダ特許
出願７９０６５０６および米国特許明細書３８２４６２
９に記載される０機械的心臓弁の欠点は、長期において
は不利な結果をもたらすことのある抗凝固剤を患者が使
用しなければならないということである。すなわち、弁
の材料が血小板のための付着場所となるために、機械的
弁はそれ自体血栓形成性がある。その結果として、弁の
機能を妨げ、ゆるんで、身体の別のところで不利な作用
をもつことのある凝血が起る。従って、機械的心臓弁を
もつ患者は定期的に抗凝固剤を使用する必要がある。
生物的人工弁は豚の心臓弁がよく用いられるが。
この生物的人工弁は比較的早期に石灰化が起るという欠
点をもっており、従ってこのような生物弁は何年か後に
は再び取り換える必要がある。このような生物弁はフレ
ーム中に懸濁されてから移殖される。
点をもっており、従ってこのような生物弁は何年か後に
は再び取り換える必要がある。このような生物弁はフレ
ーム中に懸濁されてから移殖される。
本特許出願は、膜の石灰化や限定された寿命のような生
物的人工鉛管の欠点がなく、その働らきに関しては生物
的人工鉛管に近い人工膜人工弁に関する。この目的のた
めに、フレーム中に懸濁させた合成膜からつくられた膜
が使用される。
物的人工鉛管の欠点がなく、その働らきに関しては生物
的人工鉛管に近い人工膜人工弁に関する。この目的のた
めに、フレーム中に懸濁させた合成膜からつくられた膜
が使用される。
人工膜人工弁に関しては、すでに多くの研究が行われて
おり、結果は公表されている。 Ｅ、 Ｌ。
おり、結果は公表されている。 Ｅ、 Ｌ。
Ｇａｒｒｉｎｇによるτｒａｕｓ、 Ｓａｃ、 Ａｒｔ
ｉｆ Ｉｎｔ、 Ｏｒｇａｎｓ。
ｉｆ Ｉｎｔ、 Ｏｒｇａｎｓ。
１９７４、 Ｖｏｌｕｍｅ ２１． ｐ、 ７０３−７
０７ではポリエステルで強化したシリコンゴムでつくっ
た膜がある。前記ポリエステルは織られ、その後で強化
材としてシリコンゴムに与えられる。このようにして得
られた弁は０ｘｆｏｒｄ−弁として知られるが、発生す
る応力に対して耐性が不十分であると考えられた。
０７ではポリエステルで強化したシリコンゴムでつくっ
た膜がある。前記ポリエステルは織られ、その後で強化
材としてシリコンゴムに与えられる。このようにして得
られた弁は０ｘｆｏｒｄ−弁として知られるが、発生す
る応力に対して耐性が不十分であると考えられた。
人工膜人工弁は、ポリウレタン、ポリエステル膜で強化
したシリコンゴムおよびポリウレタン９５％とポリジメ
チルシロキサン５％の化合物である特定のポリウレタン
（Ａｖｃｏｔｈａｎａ−５１）の比較がなされているＢ
ｉｏｍａｄｉｚｉｎｉｓｃｈａ Ｔｅｃｈｎｉｋ、 ２
６（１９８１） ｐ。
したシリコンゴムおよびポリウレタン９５％とポリジメ
チルシロキサン５％の化合物である特定のポリウレタン
（Ａｖｃｏｔｈａｎａ−５１）の比較がなされているＢ
ｉｏｍａｄｉｚｉｎｉｓｃｈａ Ｔｅｃｈｎｉｋ、 ２
６（１９８１） ｐ。
４０−４３で述べられているようにしてＧ、 Ｈ５ｕｓ
ｓｉｎｇｅｒとＨ，Ｒｓｕｌによりつくられた。（前記
文献参照の４１ページで、特定物質に対する参照は妥当
ではない）、 Ｇ、 ｌ（ｉｕｓｓｉｎｇｅｒにより行
われた実験から、Ａｖｃｏｔｈａｎｅ−５１からつくら
れた弁は最も寿命が長いことが明らかとなった。現在で
は、この人工膜人工弁の機械的性質をさらに改良するこ
とが可能であると思われている。
ｓｉｎｇｅｒとＨ，Ｒｓｕｌによりつくられた。（前記
文献参照の４１ページで、特定物質に対する参照は妥当
ではない）、 Ｇ、 ｌ（ｉｕｓｓｉｎｇｅｒにより行
われた実験から、Ａｖｃｏｔｈａｎｅ−５１からつくら
れた弁は最も寿命が長いことが明らかとなった。現在で
は、この人工膜人工弁の機械的性質をさらに改良するこ
とが可能であると思われている。
実施された実験は現在発明による繊維強化材料から出発
して膜をつくることを可能にし、その繊維はマトリック
ス材料中に実質的に平行に配置され、繊維材料とマトリ
ックス材料は化学的に同一であるというのが特徴である
。繊維材料とマトリックス材料はポリエステル・ウレタ
ンからつくられることが好ましい。
して膜をつくることを可能にし、その繊維はマトリック
ス材料中に実質的に平行に配置され、繊維材料とマトリ
ックス材料は化学的に同一であるというのが特徴である
。繊維材料とマトリックス材料はポリエステル・ウレタ
ンからつくられることが好ましい。
繊維材料はマトリックス材料よりもたわまない性質をも
っていなければならないので、繊維材料の製造のための
主成分はマトリックス材料のポリエーテルの場合よりも
低分子量のポリエーテルであり、従ってポリオキシテト
ラメチレン・グリコール（ＰＯＴＭ）が特に用いられて
おり、繊維材料の製造のためには、ポリエーテルは分子
量をさらに増すために先づカプリング反応を行う。ポリ
エーテル・ウレタンは２つのステップで製造される。先
づ、プレポリマーはジイソシアネートとポリエーテル・
グリコールから２：１のモル化合物で製造され、次いで
、プレポリマー鎖はジアミンまたはジオールのような長
鎖化剤を用いてカップルされる。
っていなければならないので、繊維材料の製造のための
主成分はマトリックス材料のポリエーテルの場合よりも
低分子量のポリエーテルであり、従ってポリオキシテト
ラメチレン・グリコール（ＰＯＴＭ）が特に用いられて
おり、繊維材料の製造のためには、ポリエーテルは分子
量をさらに増すために先づカプリング反応を行う。ポリ
エーテル・ウレタンは２つのステップで製造される。先
づ、プレポリマーはジイソシアネートとポリエーテル・
グリコールから２：１のモル化合物で製造され、次いで
、プレポリマー鎖はジアミンまたはジオールのような長
鎖化剤を用いてカップルされる。
膜を製造する方法は形成されるべき膜の形をもつ鋳型の
中で行われる；その鋳型の中にフレームと繊維は置かれ
、浸漬し、乾燥することによってマトリックス材料が繊
維の周りに形成され、前記繊維がマトリックス材料の中
に埋めこまれるのである１、その目的のためには、マト
リックス材料のフィルムを先づ鋳型の中にはめることが
好ましく、その後で繊維としてフレームは鋳型の中に置
かれ、こうして繊維はお互に実質的に平行に、また膜が
実際に動く方向に対しては垂直に置かれる０次いで、マ
トリックス材料のＤＭＦ （ジメチル・ホルムアミド）
溶液が加えられ、繊維がマトリックス材料中に埋めこま
れ、融合されるように何回も溶液を乾燥させ、こうして
フレームに付着した繊維強化マトリックス材料から成る
膜が得られる。このような鋳型は知られており、 Ａｒ
ｔｉｆｉｃｉａｌ Ｏｒｇａｎｓ。
中で行われる；その鋳型の中にフレームと繊維は置かれ
、浸漬し、乾燥することによってマトリックス材料が繊
維の周りに形成され、前記繊維がマトリックス材料の中
に埋めこまれるのである１、その目的のためには、マト
リックス材料のフィルムを先づ鋳型の中にはめることが
好ましく、その後で繊維としてフレームは鋳型の中に置
かれ、こうして繊維はお互に実質的に平行に、また膜が
実際に動く方向に対しては垂直に置かれる０次いで、マ
トリックス材料のＤＭＦ （ジメチル・ホルムアミド）
溶液が加えられ、繊維がマトリックス材料中に埋めこま
れ、融合されるように何回も溶液を乾燥させ、こうして
フレームに付着した繊維強化マトリックス材料から成る
膜が得られる。このような鋳型は知られており、 Ａｒ
ｔｉｆｉｃｉａｌ Ｏｒｇａｎｓ。
ｖｏｌ、 ５（ｓｕｐｐｌ）、 １９８１． ｐ、３２
３−３２６でＲ，Ｊ、 Ｋｉｒａｌｙ他によって述べら
れている。現在使用されている鋳型は特殊な次元および
パラメータについては修正されている。
３−３２６でＲ，Ｊ、 Ｋｉｒａｌｙ他によって述べら
れている。現在使用されている鋳型は特殊な次元および
パラメータについては修正されている。
発明は次の詳細な説明と付録の図表に関してより完全に
説明される： １図は閉鎖位に３層の合成繊維強化膜をもつ対称的な人
工心臓弁の図である； ２図は３次元の座標系において１図の人工心臓弁の６分
の１を示し、これはフレーム・レッグと生膜から成り、
算術モデルとして用いられる；３図は接合領域の平面に
おいて２図の生膜の基本***の投影を示す。
説明される： １図は閉鎖位に３層の合成繊維強化膜をもつ対称的な人
工心臓弁の図である； ２図は３次元の座標系において１図の人工心臓弁の６分
の１を示し、これはフレーム・レッグと生膜から成り、
算術モデルとして用いられる；３図は接合領域の平面に
おいて２図の生膜の基本***の投影を示す。
本発明の基本は小葉あるいは人工膜人工弁の最適デザイ
ンを達成するためのデザイン研究である。
ンを達成するためのデザイン研究である。
製造価格を安くするために、考えられる最も簡単゛ な
弁幾何学およびフレームと人工膜の材料特性が目積され
、できるだけ自然の弁の性質に近づけるために、またた
わまないフレームは生物的人工弁、種違した合成フレー
ムおよび天然膜の働らきと寿命に対して不利な作用をも
つことはこの分野に関する文献から明らかであるという
理由から、デザイン研究のための出発点としてたわみや
すいということで選ばれた膜がフレームに直接に接合さ
れる。
弁幾何学およびフレームと人工膜の材料特性が目積され
、できるだけ自然の弁の性質に近づけるために、またた
わまないフレームは生物的人工弁、種違した合成フレー
ムおよび天然膜の働らきと寿命に対して不利な作用をも
つことはこの分野に関する文献から明らかであるという
理由から、デザイン研究のための出発点としてたわみや
すいということで選ばれた膜がフレームに直接に接合さ
れる。
膜は繊維強化されており、このことはまた自然の状態に
おいても同じである。しかしながら１発明による間隔的
には実質的に平行に伸びる繊維が膜に用いられる。
おいても同じである。しかしながら１発明による間隔的
には実質的に平行に伸びる繊維が膜に用いられる。
さらに、フレーム・レッグ（１図の参照数字１１）は、
それが弁の漸次の閉鎖の機序を妨げないように、非常に
細いものが選ばれている。
それが弁の漸次の閉鎖の機序を妨げないように、非常に
細いものが選ばれている。
前記の点からみて、閉鎖された弁において膜における応
力の分布に対する人工膜人工弁の幾何学と材料特性の影
響はデザイン研究の中で決められている。
力の分布に対する人工膜人工弁の幾何学と材料特性の影
響はデザイン研究の中で決められている。
１図の閉鎖部位における発明による対称的人工膜人工弁
を図示する。人工膜人工弁は３層の合成小葉または膜１
をもち、これらは各々にお互に実質的に平行に伸びる繊
維２３を与えられる。それによって各々の膜２は、その
末端で各々のフレーム・レッグ１１に結合しているフレ
ーム１と接合領域２２の底に結合している遊離の膜部分
２１から成る。閉鎖された部分においては、膜２の接合
領域２２の２分の１は隣接膜の接合領域の対応する半分
を押しているのに対して、他の半分は他の隣接膜の各々
の半分を押している。人工膜人工弁の閉鎖部分において
膜２の接合領域２２によりつくられる角度は各々１２０
°である０発明によると１人工心臓弁はフレームとフレ
ーム中に懸濁された３層の繊維強化膜から成り、前記フ
レームは実質的には同一方向に等距離で条片に沿って存
在する３つのフレーム・レッグをもつ真直ぐで、円形の
閉鎖条片であり、それによって条片の高さはフレーム・
レッグの近くでは最大で、ある曲線に従って条片に沿っ
た２つのフレーム・レッグからフレーム・レッグ間の条
片部分の中心まで対称的に毎回減少し、また膜の接合部
分は毎回２つの隣接するフレーム・レッグに結合し、遊
離の膜部分はフレーム・レッグにより封入されるフレー
ムの条片部分に結合され、それによって人工心臓弁の閉
鎖位においては。
を図示する。人工膜人工弁は３層の合成小葉または膜１
をもち、これらは各々にお互に実質的に平行に伸びる繊
維２３を与えられる。それによって各々の膜２は、その
末端で各々のフレーム・レッグ１１に結合しているフレ
ーム１と接合領域２２の底に結合している遊離の膜部分
２１から成る。閉鎖された部分においては、膜２の接合
領域２２の２分の１は隣接膜の接合領域の対応する半分
を押しているのに対して、他の半分は他の隣接膜の各々
の半分を押している。人工膜人工弁の閉鎖部分において
膜２の接合領域２２によりつくられる角度は各々１２０
°である０発明によると１人工心臓弁はフレームとフレ
ーム中に懸濁された３層の繊維強化膜から成り、前記フ
レームは実質的には同一方向に等距離で条片に沿って存
在する３つのフレーム・レッグをもつ真直ぐで、円形の
閉鎖条片であり、それによって条片の高さはフレーム・
レッグの近くでは最大で、ある曲線に従って条片に沿っ
た２つのフレーム・レッグからフレーム・レッグ間の条
片部分の中心まで対称的に毎回減少し、また膜の接合部
分は毎回２つの隣接するフレーム・レッグに結合し、遊
離の膜部分はフレーム・レッグにより封入されるフレー
ムの条片部分に結合され、それによって人工心臓弁の閉
鎖位においては。
膜の接合部分は相対しており、フレーム・レッグに結合
されない接合部分の末端は実質的に真直ぐな線を明示し
ている。
されない接合部分の末端は実質的に真直ぐな線を明示し
ている。
２図においては、人工膜人工弁の基本モデルを図示する
。ここでＡＢＥは遊離の股領域２１を表わすが、 ＢＣ
ＤＥは接合平面２２を表わす；生膜の平面であることは
もちろんのことである。２図の数字モデルはいわゆるＨ
ａｎｃｏｃｋ−弁の場合に相似している（Ｍ、 Ｉｏｎ
ｅｓｃｕにより１９７９年に発表された”Ｔｉ５ｓｕｅ
Ｈｅａｒｔ Ｖａｌｖｅｓ”の５章ｐ、１７８−１７９
を見よ）。基本モデルの幾何学の説明のためには、角度
α、角度β、ポイントＡ（Ｚ（Ａ））の２−座標および
前述の２３ｍｍの１（ａｎｃｏｃｋ−弁のＢＣおよびＤ
Ｈ線の長さが取り上げられ、各々が２０″″、 １５＠
、 ０．５ｍｍ、 ５．１ｍｍおよび１ 、９ｍｍに及
ぶ。ＡＨ，ＢＥ、 ＢＣ，ＣＤおよびＤＨは直線であり
、 ＡＢは、 ｚ（ＡＢ） ＝ｚ（Ａ） ＋Ｃ，（Ｆθ）２ｘ” ＋ｙ
’ ＝Ｆ’ Ｚ（Ｂ）＝４．９ｍｍ ・ ｒ＝１０．８２ｍｍおよび ｚ（Ａ） ＝０．５ｍｍ によって表わされると仮定すれば、膜幾何学は十分に説
明される。この関係によると、ＡＢの幾何学は角度αに
一義的にも関連のある１つのパラメータ（Ｃ１）を用い
て十分に説明されるので、線ＡＢに対するこの説明が選
ばれた。その他に、前記表現は球面記述の場合よりも高
いα値に用いることができる。
。ここでＡＢＥは遊離の股領域２１を表わすが、 ＢＣ
ＤＥは接合平面２２を表わす；生膜の平面であることは
もちろんのことである。２図の数字モデルはいわゆるＨ
ａｎｃｏｃｋ−弁の場合に相似している（Ｍ、 Ｉｏｎ
ｅｓｃｕにより１９７９年に発表された”Ｔｉ５ｓｕｅ
Ｈｅａｒｔ Ｖａｌｖｅｓ”の５章ｐ、１７８−１７９
を見よ）。基本モデルの幾何学の説明のためには、角度
α、角度β、ポイントＡ（Ｚ（Ａ））の２−座標および
前述の２３ｍｍの１（ａｎｃｏｃｋ−弁のＢＣおよびＤ
Ｈ線の長さが取り上げられ、各々が２０″″、 １５＠
、 ０．５ｍｍ、 ５．１ｍｍおよび１ 、９ｍｍに及
ぶ。ＡＨ，ＢＥ、 ＢＣ，ＣＤおよびＤＨは直線であり
、 ＡＢは、 ｚ（ＡＢ） ＝ｚ（Ａ） ＋Ｃ，（Ｆθ）２ｘ” ＋ｙ
’ ＝Ｆ’ Ｚ（Ｂ）＝４．９ｍｍ ・ ｒ＝１０．８２ｍｍおよび ｚ（Ａ） ＝０．５ｍｍ によって表わされると仮定すれば、膜幾何学は十分に説
明される。この関係によると、ＡＢの幾何学は角度αに
一義的にも関連のある１つのパラメータ（Ｃ１）を用い
て十分に説明されるので、線ＡＢに対するこの説明が選
ばれた。その他に、前記表現は球面記述の場合よりも高
いα値に用いることができる。
Ｈａｎｃｏｃｋ−弁に類似して、マトリックスに対する
０ 、 ４ｍｍの値あるいは膜の厚さｄｍおよび弾性率
あるいは弾性の率に対する１、８Ｎ／ｍｍ”の値が基本
モデルについて選ばれた。
０ 、 ４ｍｍの値あるいは膜の厚さｄｍおよび弾性率
あるいは弾性の率に対する１、８Ｎ／ｍｍ”の値が基本
モデルについて選ばれた。
Ａ表においては、６基本値”という見出しをもつカラム
において、前記表で示されたパラメータの数値が示され
る。幾何学的および材料パラメータのこれらの値を用い
て、基本モデルは１０＋ａｍでもたらされる１２ｋＰａ
の圧力負荷が与えられた。
において、前記表で示されたパラメータの数値が示され
る。幾何学的および材料パラメータのこれらの値を用い
て、基本モデルは１０＋ａｍでもたらされる１２ｋＰａ
の圧力負荷が与えられた。
その後で１次の４つの応力パラメータを分析した：
■）膜の分解作用を特性づける繊維間の膜部分における
ｖｏｎ Ｍｉｓｅｓ−強度； ■）繊維の破壊に相当する繊維における引張り内力 ■）膜のしわを表わす接合領域における最小主応力の負
の値；および ■）繊維の膜から離れる引裂の測度としての繊維と膜、
あるいはマトリックスの間の長さの単位当りの剪断力の
大きさ。
ｖｏｎ Ｍｉｓｅｓ−強度； ■）繊維の破壊に相当する繊維における引張り内力 ■）膜のしわを表わす接合領域における最小主応力の負
の値；および ■）繊維の膜から離れる引裂の測度としての繊維と膜、
あるいはマトリックスの間の長さの単位当りの剪断力の
大きさ。
本分析の結果は現在３図を参照して考察される。
ｙｏｎ Ｍｉｓｅｓ−強度に対する最大値は点Ｂの近く
、線ＢＣに沿って、膜の中央に認められる（Ｂから線Ａ
Ｅまで）、すなわち０．１２から０．１６（Ｎ／ａｍ”
）までの値である。幾何学および材料パラメータの影響
をさらに研究すると、３図の点１−４は膜における応力
の分布に及ぼす前記パラメータの影響に関して検討され
る。
、線ＢＣに沿って、膜の中央に認められる（Ｂから線Ａ
Ｅまで）、すなわち０．１２から０．１６（Ｎ／ａｍ”
）までの値である。幾何学および材料パラメータの影響
をさらに研究すると、３図の点１−４は膜における応力
の分布に及ぼす前記パラメータの影響に関して検討され
る。
接合領域における繊維については、繊維における引張り
内力に対する最大値がフレームに対するその固定で認め
られ、それにより前記値は弁の中心の方向に減少する。
内力に対する最大値がフレームに対するその固定で認め
られ、それにより前記値は弁の中心の方向に減少する。
遊離膜領域における繊維の引張り内力は繊維の全長に沿
って実質的に一定である。さらに進んで観察するために
は、３図の膜ポイントａとｂが検討される。
って実質的に一定である。さらに進んで観察するために
は、３図の膜ポイントａとｂが検討される。
最大のマイナスの主応力は接合領域におけるフレームに
対する膜の固定部近くで認められる。３図のポイント３
と５はさらに進んだ分析のための代表的ポイントとして
用いられる。繊維と膜の間の長さの単位当りの°剪断力
は遊離膜領域の任意システムのポイント２６と接合領域
におけるポイント４１について計算され、これは各々０
．０００６および０．０２１Ｎ／ｍｍに及んだ。
対する膜の固定部近くで認められる。３図のポイント３
と５はさらに進んだ分析のための代表的ポイントとして
用いられる。繊維と膜の間の長さの単位当りの°剪断力
は遊離膜領域の任意システムのポイント２６と接合領域
におけるポイント４１について計算され、これは各々０
．０００６および０．０２１Ｎ／ｍｍに及んだ。
繊維における最大引張り内力は０．５Ｎ／ｍｍ”より低
いが、膜における最小主応力は−０，０７Ｎ／ｍｍ”よ
り小さかった。
いが、膜における最小主応力は−０，０７Ｎ／ｍｍ”よ
り小さかった。
そこで、全体的な見識を得るためには、Ａ表に挙げられ
たパラメータは関連カラムに示される最小値と最大値の
間で変動し、これによってこれらの値の多くは応力にお
ける差が期待されるように任意に選ばれた。前述の残る
パラメータを変えることなく、パラメータは１つづつ前
記の最小および最大値の間で変化し、パラメータの各種
の調整のための応力状況の定量的比較を得るためには、
ポイントは基本モデルにおける応力の最悪の分布がある
弁幾何学において選ばれた。３図を参考にすると、ｖａ
ｎ Ｍｉｓｓｓ−強度はポイント１，２．３および４に
ついて測定され、繊維の引張り内力は繊維ポイントａと
ｂについて与えられ、最小主応力はポイント３と５につ
いて与えられ、剪断力はシステム・ポイント２６と４１
について与えられた。
たパラメータは関連カラムに示される最小値と最大値の
間で変動し、これによってこれらの値の多くは応力にお
ける差が期待されるように任意に選ばれた。前述の残る
パラメータを変えることなく、パラメータは１つづつ前
記の最小および最大値の間で変化し、パラメータの各種
の調整のための応力状況の定量的比較を得るためには、
ポイントは基本モデルにおける応力の最悪の分布がある
弁幾何学において選ばれた。３図を参考にすると、ｖａ
ｎ Ｍｉｓｓｓ−強度はポイント１，２．３および４に
ついて測定され、繊維の引張り内力は繊維ポイントａと
ｂについて与えられ、最小主応力はポイント３と５につ
いて与えられ、剪断力はシステム・ポイント２６と４１
について与えられた。
前述の膜の厚みおよび膜の弾性の率は変化はなかった。
これらは膜の開閉作用に関して非常に重要性があると考
えられる膜のより低い曲げ応力を確認するために選ばれ
た。他方、膜の厚みの低い値は閉鎖位置の所望の強さの
ためによくないが、膜の弾性の率は、例えばポリウレタ
ンが用いられる場合には、製造上の理由のために多くは
減少することはない。従って、前記パラメータのための
利用できる値として１間隔０．２＜ｄｍ＜０．６ｍｍお
よび１＜Ｅｆ＜５Ｎ／ｍｍ”が取り上げられる。Ｂ表は
これらの計算の結果を示す。
えられる膜のより低い曲げ応力を確認するために選ばれ
た。他方、膜の厚みの低い値は閉鎖位置の所望の強さの
ためによくないが、膜の弾性の率は、例えばポリウレタ
ンが用いられる場合には、製造上の理由のために多くは
減少することはない。従って、前記パラメータのための
利用できる値として１間隔０．２＜ｄｍ＜０．６ｍｍお
よび１＜Ｅｆ＜５Ｎ／ｍｍ”が取り上げられる。Ｂ表は
これらの計算の結果を示す。
Ｂ表から、応力の分布において最大の変化を引き起すパ
ラメータはｄＦＲ＋ αｅ ｄｆｙ Ｅｆおよびｌ１
ｆｄであると考えられる。
ラメータはｄＦＲ＋ αｅ ｄｆｙ Ｅｆおよびｌ１
ｆｄであると考えられる。
Ｂ表から、さらに、膜におけるｖｏｎ Ｍｉｓｅｓ−強
度の最高値はポイント１に常に存在し、ポイント３では
わづかに少ないことが読み取られる。
度の最高値はポイント１に常に存在し、ポイント３では
わづかに少ないことが読み取られる。
Ａ表
繊維における最大引張り内力はある繊維部分に関連性は
ない、マイナスの最小主応力の大きさは通常ｖｏｎ Ｍ
ｉｓｓｓ−強度よりづつと低い。最高のマイナス値は通
常ポイント３で認められる。
ない、マイナスの最小主応力の大きさは通常ｖｏｎ Ｍ
ｉｓｓｓ−強度よりづつと低い。最高のマイナス値は通
常ポイント３で認められる。
応力パラメータはフレーム材料の弾性の率、接合領域の
大きさおよび考えられる範囲の膜およびフレーム材料の
粘性の変化によって殆んど影響を受けない、繊維応力は
接合領域で変化するだけである。
大きさおよび考えられる範囲の膜およびフレーム材料の
粘性の変化によって殆んど影響を受けない、繊維応力は
接合領域で変化するだけである。
最後に、応力の分布に及ぼす５つの前記の幾何学と材料
パラメータの挙動が研究され、それにより相互の影響が
考慮に入れられた。
パラメータの挙動が研究され、それにより相互の影響が
考慮に入れられた。
残りの５つのパラメータはその目的のためにより小さい
ステップで変化させた。
ステップで変化させた。
ＥＦＲ＝ １５８２Ｎ／ｍｍ２の場合にはそれが０．６
から１．４ｍｍの範囲に及ぶ時にｄＦＲは重要性をもつ
にすぎないことが明らかとなった。フレームの厚みが１
．４鳳ｍの場合には、応力の変化は認められない、フレ
ームの厚みが０．６と１．４＋ａｍの場合には接合領域
（ポイント３，４およびｂ）の応力はフレームの厚みが
増すにつれて増加する。遊離膜領域（ポイントａ）にお
ける繊維の引張り内力は一定のままであるのに対し、遊
離膜領域（ポイント１として）の膜応力は減少する。
から１．４ｍｍの範囲に及ぶ時にｄＦＲは重要性をもつ
にすぎないことが明らかとなった。フレームの厚みが１
．４鳳ｍの場合には、応力の変化は認められない、フレ
ームの厚みが０．６と１．４＋ａｍの場合には接合領域
（ポイント３，４およびｂ）の応力はフレームの厚みが
増すにつれて増加する。遊離膜領域（ポイントａ）にお
ける繊維の引張り内力は一定のままであるのに対し、遊
離膜領域（ポイント１として）の膜応力は減少する。
αの増加は接合領域における膜と繊維の応力の減少をも
たらすのに対して、αが増加するにつれて増えるポイン
ト１のｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度を除いて遊離膜領域の
変化はわづか取るに足りないものである。
たらすのに対して、αが増加するにつれて増えるポイン
ト１のｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度を除いて遊離膜領域の
変化はわづか取るに足りないものである。
繊維の厚みが増す場合には、膜と繊維の応力は金膜を横
新して小さくなる。
新して小さくなる。
繊維のこわさば繊維の引張り内力の増加と膜のｖｏｎ
Ｍｉｓａｇ−強度の減少をもたらす、最後に、膜応力は
一般に平均繊維間隔の増加と共にわずかな増加を示す、
ポイント２におけるｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度に関して
のみは（３図）、ポイント２から最も近い繊維までの最
小の距離が相対的に別々に変化する場合には、相対的に
別々の線が認められる。
Ｍｉｓａｇ−強度の減少をもたらす、最後に、膜応力は
一般に平均繊維間隔の増加と共にわずかな増加を示す、
ポイント２におけるｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度に関して
のみは（３図）、ポイント２から最も近い繊維までの最
小の距離が相対的に別々に変化する場合には、相対的に
別々の線が認められる。
マイナスの主応力に対してはデザイン・パラメータの小
さな影響があるにすぎない。角度αとフレームの厚さｄ
ＦＲはシステム・ポイント４６と４１における剪断力に
影響をもたないが、繊維−こわさと繊維−厚みの変動は
剪断力の顕著な変化をもたらす。
さな影響があるにすぎない。角度αとフレームの厚さｄ
ＦＲはシステム・ポイント４６と４１における剪断力に
影響をもたないが、繊維−こわさと繊維−厚みの変動は
剪断力の顕著な変化をもたらす。
繊維における引張り内力と剪断力に対する平均繊維間隔
の影響は与えられていない、繊維構造は推定されるいろ
いろな例について異っているので、前記のデザイン・パ
ラメータの変動は繊維の引張り内力の変化や剪断力の変
化についての比較できる情報を提供しない。その上、平
均繊維間隔は少数の別個の値をもっているにすぎない。
の影響は与えられていない、繊維構造は推定されるいろ
いろな例について異っているので、前記のデザイン・パ
ラメータの変動は繊維の引張り内力の変化や剪断力の変
化についての比較できる情報を提供しない。その上、平
均繊維間隔は少数の別個の値をもっているにすぎない。
パラメータ変動研究は４つのパラメータｄＦＲｅα＋
ｄｆおよびＥ！を用いて続けられた。これらのパラメー
タについては、１次相互作用タームが組み込まれる１次
モデルを得るために統計的方法が用いられた。
ｄｆおよびＥ！を用いて続けられた。これらのパラメー
タについては、１次相互作用タームが組み込まれる１次
モデルを得るために統計的方法が用いられた。
このことから、パラメータαについては、ポイント３と
ｅのｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度と繊維ポイントｂの引張
り内力を除いて、αの値を減少するにつれて全ての応力
量はより小さくなる。しかしながら、最後に述べた量は
弁の他のポ・ｒントにおける比較できる応力量よりも実
質的に小さい。従って、最小主応力の値はそのポイント
でのｗｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度よりもポイント３につい
てはより関連あるデザイン規準と考えられる。従って、
間隔０°くα＜２００は適用できる範囲としては適して
いると考えられる。実際の弁デザインに関しては、αの
ごく小さい値は閉鎖位置で膜が壊れることを防ぐために
避けねばならない。
ｅのｖｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度と繊維ポイントｂの引張
り内力を除いて、αの値を減少するにつれて全ての応力
量はより小さくなる。しかしながら、最後に述べた量は
弁の他のポ・ｒントにおける比較できる応力量よりも実
質的に小さい。従って、最小主応力の値はそのポイント
でのｗｏｎ Ｍｉｓｓｓ−強度よりもポイント３につい
てはより関連あるデザイン規準と考えられる。従って、
間隔０°くα＜２００は適用できる範囲としては適して
いると考えられる。実際の弁デザインに関しては、αの
ごく小さい値は閉鎖位置で膜が壊れることを防ぐために
避けねばならない。
２次タームは１次モデルには実質的に寄与していないの
で、量１／ｄ” ＰＲに関しては１次的関係が認められ
ている。多くの応力は（１／ｄ”ＰＲ）→Ｏについて最
小を示し、これはたわまないフレームに相当する。ここ
で、ポイント３と４におけるｖａｎＭｉｓｅｓ−強度と
繊維ポイントｂにおける引張り内力は再び反応の挙動を
示す。しかしながら、たわまないフレームについては、
その応力量の値は弁の他のポイントにおける比較できる
応力量よりも実質的に低い。
で、量１／ｄ” ＰＲに関しては１次的関係が認められ
ている。多くの応力は（１／ｄ”ＰＲ）→Ｏについて最
小を示し、これはたわまないフレームに相当する。ここ
で、ポイント３と４におけるｖａｎＭｉｓｅｓ−強度と
繊維ポイントｂにおける引張り内力は再び反応の挙動を
示す。しかしながら、たわまないフレームについては、
その応力量の値は弁の他のポイントにおける比較できる
応力量よりも実質的に低い。
発明と一致して、たわまないフレームは弁における応力
の分布に有利な影響をもつことが認められたということ
は今では驚くべきことであり、その結果として、たわま
ないフレームは不利な影響をもつはづであり、自然の状
態、すなわちたわみやすいフレームが好ましいという現
時点の偏見は捨てられる。
の分布に有利な影響をもつことが認められたということ
は今では驚くべきことであり、その結果として、たわま
ないフレームは不利な影響をもつはづであり、自然の状
態、すなわちたわみやすいフレームが好ましいという現
時点の偏見は捨てられる。
２次タームは１次モデルに実質的に寄与しないので、繊
維材料の弾性の率については、１次的関係が同様に求め
られた。１０の応力量の完全に異った行動が認められて
いるので（すなわち、ポイント１−４のｖｏｎ Ｍｉｓ
ｓｓ−強度、繊維ポイントａとｂの引張り内力、ポイン
ト３と５の最小主応力およびシステム・ポイント２６と
４１の単位長さ当りの剪断力）、最適の選択は非常に難
しくなっている。
維材料の弾性の率については、１次的関係が同様に求め
られた。１０の応力量の完全に異った行動が認められて
いるので（すなわち、ポイント１−４のｖｏｎ Ｍｉｓ
ｓｓ−強度、繊維ポイントａとｂの引張り内力、ポイン
ト３と５の最小主応力およびシステム・ポイント２６と
４１の単位長さ当りの剪断力）、最適の選択は非常に難
しくなっている。
さらに、α＝１０＠ とたわまないフレームから出発し
て、ｄｆとＥ、はより詳細に繊維デザインの明細を述べ
るために同時に変えられた。
て、ｄｆとＥ、はより詳細に繊維デザインの明細を述べ
るために同時に変えられた。
Ｅ、とｄ、は各々１Ｏ−５ＯＮ／ ｍ＋ｉ’とＯｏ−１
ａから変えられた。（上記において、αとＬ／ｄ” Ｐ
Ｒは各々０−５０” と０−２５ｍ履−１の間で変えら
れた）。
ａから変えられた。（上記において、αとＬ／ｄ” Ｐ
Ｒは各々０−５０” と０−２５ｍ履−１の間で変えら
れた）。
膜におけるｖａｎ Ｍｉｓｓｓ−強度はこわさのより大
きい繊維を用いることによって減少させることができる
ことは明らかとなっている。その場合、繊維の引張り内
力はかなりの増加を示す、最小主応力の最大値はポイン
ト３で認められた。その変化は比較的小さいけれども、
繊維のこわさの増加はその応力量の減少をもたらす。
きい繊維を用いることによって減少させることができる
ことは明らかとなっている。その場合、繊維の引張り内
力はかなりの増加を示す、最小主応力の最大値はポイン
ト３で認められた。その変化は比較的小さいけれども、
繊維のこわさの増加はその応力量の減少をもたらす。
ポイント２６の剪断力はポイント４１と比較して比較的
高く、繊維のこわさとは実質的には無関係である。ポイ
ント４１の剪断力にＥ、が１０から５ＯＮ／ａｍ”に及
ぶ場合には小さいままである。
高く、繊維のこわさとは実質的には無関係である。ポイ
ント４１の剪断力にＥ、が１０から５ＯＮ／ａｍ”に及
ぶ場合には小さいままである。
その理由から、膜におけるｖａｎ Ｍｉｓｓｓ−強度と
繊維における引張り内力に及ぼすその影響のために、デ
ザインに対するＥ、の値を先づ選ばねばならない。
繊維における引張り内力に及ぼすその影響のために、デ
ザインに対するＥ、の値を先づ選ばねばならない。
繊維においてより低い引張り内力値よりも不活性になる
弁の発生に関してはより低い膜応力がより重要であるこ
とはもっともらしいことから、Ｅ、のより高い値が優先
される。従って、１０＜Ｅｒ＜５ＯＮ／ｍｍ２の間隔が
Ｅ、に対して適用できる範囲として選ばれる。
弁の発生に関してはより低い膜応力がより重要であるこ
とはもっともらしいことから、Ｅ、のより高い値が優先
される。従って、１０＜Ｅｒ＜５ＯＮ／ｍｍ２の間隔が
Ｅ、に対して適用できる範囲として選ばれる。
繊維の厚みの選択に関しては、適用できる値はマトリッ
クスの厚みよりも低い値に限定された。
クスの厚みよりも低い値に限定された。
これに対する理由は、前記繊維間よりも繊維の領域のよ
り厚い膜は石灰化プロセスに関しては不利であるという
ことである。その上、弁の開閉の間に起る曲げ歪のため
に、膜の厚みの値を増やすことは得策ではない。他にお
いて、膜の厚みの非常に低い値は殆んど全ての応力量の
より高い値をもたらす。その結果として、０．２＜ｄｔ
＜０．３ｍｍの間隔が０．４ｍ＋ｉの膜の厚みをもつ
繊維の厚みに対する適用範囲として選ばれる。
り厚い膜は石灰化プロセスに関しては不利であるという
ことである。その上、弁の開閉の間に起る曲げ歪のため
に、膜の厚みの値を増やすことは得策ではない。他にお
いて、膜の厚みの非常に低い値は殆んど全ての応力量の
より高い値をもたらす。その結果として、０．２＜ｄｔ
＜０．３ｍｍの間隔が０．４ｍ＋ｉの膜の厚みをもつ
繊維の厚みに対する適用範囲として選ばれる。
最後に、たわまないフレームが特定のデザイン状態、
ａ ＝１０’ 、 ｄｌｌ＝０．４ｎｎ、 ｄｆ＝０．
２５ｍｍ及びＥ。
ａ ＝１０’ 、 ｄｌｌ＝０．４ｎｎ、 ｄｆ＝０．
２５ｍｍ及びＥ。
＝５０ Ｎｏｒｍ２．について選ばれたのに対して、応
力の分布に対する繊維構造の影響が平均繊維間隔ｍｆｄ
の各種の値について分析された。
力の分布に対する繊維構造の影響が平均繊維間隔ｍｆｄ
の各種の値について分析された。
繊維強化の基本状態と繊維のない状態（ｍｆｄ＝ｏｏ）
の間の違いは全ての膜応力について２０−７５％の範囲
内にある。しかしながら、繊維強化の場合の平均繊維間
隔の減少は全ての応力量において変化のづつと低い値を
もたらす（１５％より低い）、従って、平均繊維間隔は
単独では非常に重大ではない、適用できる範囲として、
０．８＜ｍｆｄ＜２．７ｍｍの範囲が選ばれる。
の間の違いは全ての膜応力について２０−７５％の範囲
内にある。しかしながら、繊維強化の場合の平均繊維間
隔の減少は全ての応力量において変化のづつと低い値を
もたらす（１５％より低い）、従って、平均繊維間隔は
単独では非常に重大ではない、適用できる範囲として、
０．８＜ｍｆｄ＜２．７ｍｍの範囲が選ばれる。
０表において、主パラメータ値の適用できる範囲とデザ
インに対して選ばれた値を各々表示または種違する。
インに対して選ばれた値を各々表示または種違する。
Ｃ表
０表に与えにれるパラメータ値は各種の大きな利点を示
す弁デザインをもたらす、低いα−値の結果として、弁
は最初の場所においては比較的低い。これの大きな利点
は、大動脈位に移植された弁はその閉鎖挙動にとって重
要である洞にフィツトするということである。さらに、
弁は僧帽位でも用いることができ、それによって、小さ
な左心室に空間がないために低い翼形が時には必要であ
る。後者の場合には、人工心臓弁は３層の膜の代りに２
層の膜をもつ。
す弁デザインをもたらす、低いα−値の結果として、弁
は最初の場所においては比較的低い。これの大きな利点
は、大動脈位に移植された弁はその閉鎖挙動にとって重
要である洞にフィツトするということである。さらに、
弁は僧帽位でも用いることができ、それによって、小さ
な左心室に空間がないために低い翼形が時には必要であ
る。後者の場合には、人工心臓弁は３層の膜の代りに２
層の膜をもつ。
たわまないフレームの大きな利点はスチールがフレーム
材料として使用できるということである；その結果、た
わみやすいフレームのポリマーのクリープの問題を除外
できるのである。フレームを膜に用いられるのと同じ材
料、もっと明確にはポリウレタン、でカバーしたスチー
ルで作れば、膜はしっかりした付着を与えるフレームに
くっつけることができる。繊維のこわさと膜のこわさの
選ばれた関係は５ＯＮ／ＩＩＩ！ｌ”の繊維の弾性率に
より約２５である。その値は標準合成法により製造でき
るポリウレタンの材料パラメータ値の範囲内にある。
材料として使用できるということである；その結果、た
わみやすいフレームのポリマーのクリープの問題を除外
できるのである。フレームを膜に用いられるのと同じ材
料、もっと明確にはポリウレタン、でカバーしたスチー
ルで作れば、膜はしっかりした付着を与えるフレームに
くっつけることができる。繊維のこわさと膜のこわさの
選ばれた関係は５ＯＮ／ＩＩＩ！ｌ”の繊維の弾性率に
より約２５である。その値は標準合成法により製造でき
るポリウレタンの材料パラメータ値の範囲内にある。
繊維と膜について同じ材料を用いるため、２つの成分の
くっつきは強い繊維−マトリックス結合を保証する。
０．２５＋ａ＋ａの直径をもつ繊維は紡糸法によって製
造することができる。提示された弁が比較的簡単なデザ
インをもつということを要約すると。
くっつきは強い繊維−マトリックス結合を保証する。
０．２５＋ａ＋ａの直径をもつ繊維は紡糸法によって製
造することができる。提示された弁が比較的簡単なデザ
インをもつということを要約すると。
それは簡単なやり方で製造することができ、その高さが
小さいために大動脈や僧帽位に適用することができる。
小さいために大動脈や僧帽位に適用することができる。
１図は閉鎖位に３層の合成繊維強化膜をもつ対称的な人
工心臓弁の図である； ２図は３次元の座標系において１図の人工心臓弁の６分
の１を示し、これはフレーム・レッグと単膜から成り、
算術モデルとして用いられる；３図は接合領域の平面に
おいて２図の単膜の基本***の投影を示す。 代理人 弁理士 戸 １）親 男 、第１頁の続き ■発明 者 ニドアルド・ビニ−オラ〉ル・マリ−
・ローゼア ルスハ ウ ０発 明 者 レオナルダスΦヘンリ オランカス
・ゲラルダス・ウ ルスト オウタース ［相］発 明 者 ジョアネス・ドミニク オラン
ス・ジャンセン トラ− ′ダ、６２１２ イー・エル マーストリヒト、モサ
サウ；ッグ １８ ダ、６００６ ’ビー・シー ウィールト、オウデンア
ヶラート １４ り、５６７ｍｍ シー・ニス ニューエンネン、ビー
クスト ３１ アー ゛
工心臓弁の図である； ２図は３次元の座標系において１図の人工心臓弁の６分
の１を示し、これはフレーム・レッグと単膜から成り、
算術モデルとして用いられる；３図は接合領域の平面に
おいて２図の単膜の基本***の投影を示す。 代理人 弁理士 戸 １）親 男 、第１頁の続き ■発明 者 ニドアルド・ビニ−オラ〉ル・マリ−
・ローゼア ルスハ ウ ０発 明 者 レオナルダスΦヘンリ オランカス
・ゲラルダス・ウ ルスト オウタース ［相］発 明 者 ジョアネス・ドミニク オラン
ス・ジャンセン トラ− ′ダ、６２１２ イー・エル マーストリヒト、モサ
サウ；ッグ １８ ダ、６００６ ’ビー・シー ウィールト、オウデンア
ヶラート １４ り、５６７ｍｍ シー・ニス ニューエンネン、ビー
クスト ３１ アー ゛
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、繊維がマトリックス材料中に平行に配置され、繊維
材料とマトリックス材料が化学的に同じであることを特
徴とする、膜が繊維強化マトリックス材料であるところ
の、そこに与えられたいくつかの合成膜を用いた実質的
にたわまないフレームから成る人工心臓弁。 ２、マトリックス材料および繊維材料がポリエーテル・
ウレタンから成ることを特徴とする、特許請求の範囲第
１項記載の人工心臓弁。 ３、繊維材料の製造にマトリックス材料の製造の場合よ
りも低分子量のポリエーテルが使用されることを特徴と
する、特許請求の範囲第１項か第２項の何れかに記載の
人工心臓弁。 ４、繊維材料の製造にマトリックス材料のポリマーに比
較して比較的低分子量のポリオキシ・テトラメチレン・
グリコールが使用されることを特徴とする、特許請求の
範囲第３項に記載の人工心臓弁。 ５、膜の集合の形の鋳型においてマトリックス材料の溶
液を使用し、乾燥させてマトリックス材料のフィルムを
つくり、繊維をフィルム上に平行に配置し、繊維が埋め
込まれ、膜がフィルムに付着するように、最終的にマト
リックス・フィルムを１回以上の操作でつくることを特
徴とする人工心臓弁を製造するための方法。 ６、膜が特許請求の範囲第５項に記載の方法により製造
されることを特徴とする、心臓弁がフレームに結合され
る３層の膜から成る大動脈弁であるところの、特許請求
の範囲第１項記載の人工心臓弁。 ７、フレームが実質的にたわまず、膜中の繊維が実質的
にお互に平行に置かれて、人工心臓弁の閉鎖位の接合部
における前記ラインに実質的に垂直であり、膜がフレー
ムに直接に結合されていることを特徴とする、人工心臓
弁の閉鎖位において膜の接合部が相対して存在し、フレ
ーム・レッグに結合していない接合部の末端が実質的に
真直ぐな線をはっきり示しているところの、条片の高さ
がフレーム・レッグの近くで最大であり、条片に沿った
２つのフレーム・レッグからフレーム・レッグ間の条片
部の中心まである曲線に従って毎回対称的に減少し、ま
た膜の接合部が２つの隣接するフレーム・レッグに毎回
結合され、遊離膜部がフレーム・レッグにより封入され
るフレームの条片部に結合されているところの、フレー
ムとフレーム中に懸濁された繊維強化膜、前記フレーム
は実質的に同じ方向の等距離に条片に沿って置かれた３
つのフレーム・レッグをもつまっすぐな、円い閉鎖され
た条片である、をもつ人工心臓弁。 ８、フレームがスチールでつくられていることを特徴と
する、特許請求の範囲第７項記載の人工心臓弁。 ９、フレームの厚みおよびフレーム・レッグの直径が約
１ｍｍであることを特徴とする、特許請求の範囲第８項
記載の人工心臓弁。 １０、遊離膜部分の前記ラインに対する角度が０°から
２０°の範囲に及ぶことを特徴とする、特許請求の範囲
第７項から第９項の何れかに記載の人工心臓弁。 １１、膜における繊維の弾性の率が１０Ｎ／ｍｍ＾２か
ら５０Ｎ／ｍｍ＾２の範囲に及ぶことを特徴とする、特
許請求の範囲第７項から第１０項の何れかに記載の人工
心臓弁。 １２、膜のマトリックスの厚みが０．２ｍｍから０．６
ｍｍの範囲に及ぶことを特徴とする、特許請求の範囲第
７項から第１１項記載の人工心臓弁。 １３、膜の繊維の厚みが０．２ｍｍから０．３ｍｍの範
囲に及ぶことを特徴とする、特許請求の範囲第７項から
第１２項の何れかに記載の人工心臓弁。 １４、膜における繊維間隔の平均が０．８ｍｍから２．
７ｍｍの範囲にあることを特徴とする、特許請求の範囲
第７項から第１３項の何れかに記載の人工心臓弁。 １５、角度αが約１０°に等しく、弾性の率が約５０Ｎ
／ｍｍ＾２であり、膜のマトリックスの厚みが約０．４
ｍｍであり、膜の繊維の厚みが約０．２５ｍｍであり、
また膜における繊維間隔の平均が約１．５ｍｍであるこ
とを特徴とする、特許請求の範囲第１４項記載の人工心
臓弁。 １６、膜の接合部分の表面領域が３８ｍｍ＾２から１５
２ｍｍ＾２の範囲にあり、７６ｍｍ＾２が望ましいこと
を特徴とする、特許請求の範囲第７項から第１５項の何
れかに記載の人工心臓弁。 １７、膜のマトリックス材料の弾性の率が１Ｎ／ｍｍ＾
２から５Ｎ／ｍｍ＾２の範囲にあり、約１．８Ｎ／ｍｍ
＾２が望ましいことを特徴とする、特許請求の範囲第７
項から第１６項の何れかに記載の人工心臓弁。 １８、人工心臓弁が特許請求の範囲第７項から第１７項
の何れかに示されるようにして製造することができるよ
うにその鋳型が形づくられていることを特徴とする、人
工心臓弁を製造するための鋳型。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8500538A NL8500538A (nl) | 1985-02-26 | 1985-02-26 | Hartklepprothese, werkwijze voor het vervaardigen van een hartklepprothese en daarbij toegepaste mal. |
| NL8500538 | 1985-02-26 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61247447A true JPS61247447A (ja) | 1986-11-04 |
Family
ID=19845592
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61039348A Pending JPS61247447A (ja) | 1985-02-26 | 1986-02-26 | 人工心臓弁、人工心臓弁を製造するための方法およびそれに用いられる鋳型 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4731074A (ja) |
| EP (1) | EP0193987A1 (ja) |
| JP (1) | JPS61247447A (ja) |
| NL (1) | NL8500538A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005527283A (ja) * | 2002-04-23 | 2005-09-15 | イー・テイ・アイ・シー・エイ−エンジニアリング・アンド・テクノロジカル・イノベーシヨンズ・イン・カーデイオ・バスキユラー・アプリケーシヨンズ | 大動脈弁または僧帽弁の人工心臓弁を製造するための方法、およびその結果得られる大動脈弁または僧帽弁 |
Families Citing this family (95)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3541478A1 (de) * | 1985-11-23 | 1987-05-27 | Beiersdorf Ag | Herzklappenprothese und verfahren zu deren herstellung |
| FI84137C (fi) * | 1988-07-05 | 1991-10-25 | Biocon Oy | Biodegraderbar och/eller loeslig polymermembran. |
| DE3834545A1 (de) * | 1988-10-11 | 1990-04-12 | Rau Guenter | Flexibles schliessorgan, insbesondere herzklappe, und verfahren zur herstellung desselben |
| DK124690D0 (da) * | 1990-05-18 | 1990-05-18 | Henning Rud Andersen | Klapprotes til implantering i kroppen for erstatning af naturlig klap samt kateter til brug ved implantering af en saadan klapprotese |
| GB9206449D0 (en) * | 1992-03-25 | 1992-05-06 | Univ Leeds | Artificial heart valve |
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