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KR20190018734A - 임플란트에 적합한 내구성의 다층 고강도 폴리머 복합재 및 그 복합재로 제조된 물품 - Google Patents

임플란트에 적합한 내구성의 다층 고강도 폴리머 복합재 및 그 복합재로 제조된 물품 Download PDF

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KR20190018734A
KR20190018734A KR1020197003305A KR20197003305A KR20190018734A KR 20190018734 A KR20190018734 A KR 20190018734A KR 1020197003305 A KR1020197003305 A KR 1020197003305A KR 20197003305 A KR20197003305 A KR 20197003305A KR 20190018734 A KR20190018734 A KR 20190018734A
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KR
South Korea
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fluoropolymer
leaflet
layer
implantable article
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KR1020197003305A
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Inventor
윌리엄 씨 브루치맨
코디 엘 히트먼
Original Assignee
더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드
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Abstract

다양한 이식된 구성에 사용하기에 적합한 얇은, 생체 적합성, 고강도 복합 재료가 개시된다. 복합 재료는 하이 사이클 굴곡 용례에서 가용성을 유지하여, 심장 보조 리드 또는 심장 밸브 판엽 등의 고굴곡 임플란트에 특히 적용되게 할 수 있다. 복합 재료는 적어도 하나의 다공질 팽창된 플루오로폴리머층과, 다공질 팽창된 플루오로폴리머의 거의 모든 기공을 실질적으로 충전하는 엘라스토머를 포함한다.

Description

임플란트에 적합한 내구성의 다층 고강도 폴리머 복합재 및 그 복합재로 제조된 물품{DURABLE MULTI-LAYER HIGH STRENGTH POLYMER COMPOSITE SUITABLE FOR IMPLANT AND ARTICLES PRODUCED THEREFROM}
관련 출원에 대한 상호 참조
본 출원은 2011년 4월 1일자로 출원된 공동 계류 중인 미국 특허 출원 제13/078,774호의 일부 연속 출원이고, 또한 2011년 6월 1일자로 출원된 가출원 제61/492,324호를 우선권 주장한다.
기술분야
본 개시는 의료 임플란트에 사용되는 재료에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 본 개시는 인공 심장 밸브를 비롯하여 고 주기 굴곡 용례에 사용하기에 적절한 생체 적합성 재료에 관한 것이다.
인공 심장 밸브는 바람직하게는 생체 내에서 적어도 10년을 견뎌야 한다. 그렇게 길게 지속하도록, 인공 심장 밸브는 적어도 4억 사이클 이상 동안 충분한 내구성을 가져야 한다. 밸브, 및 보다 구체적으로 심장 밸브 판엽(heart valve leaflet)은 홀, 파열부 등의 형성을 비롯한 구조적 열화 뿐만 아니라 석회화(calcification) 및 혈전증(thrombosis)을 비롯하여 나쁜 생물학적 결과에 저항해야 한다.
팽창된 형태 및 비팽창된 형태의 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE), 변경된 PTFE, 및 PTFE의 코폴리머 등의 플루오로폴리머는 우수한 불활성과 뛰어난 생체 적합성을 비롯한 다수의 원하는 특성을 제공하고, 이에 따라 이상적인 후보 재료가 된다. PTFE 및 팽창된 PTFE(ePTFE)가 심장 밸브 판엽을 생성하도록 사용되어 왔다. 그러나, PTFE는 반복된 굴곡으로 경화되는 것을 보여주었고, 이는 허용 불가능한 유동 성능을 초래하였다. 재료에서의 홀 및 파열부의 형성으로 인한 고장이 또한 관측되었다. 다양한 폴리머 재료가 보철용 심장 밸브 판엽으로서 이미 채용되어 왔다. 경화 및 홀 형성으로 인한 이들 판엽의 고장은 임플란트 2년 내에 발생되었다. 판엽을 두껍게 함으로써 판엽 내구성을 개선하려는 노력은 밸브의 허용 불가능한 혈역학적 성능을 초래하였고, 즉 개방 밸브를 가로지르는 압력 강하가 너무 컸다.
따라서, 적어도 약 4억회 이상의 굴곡 사이클 동안에 충분한 내구성을 보임으로써, 생체 내에서 적어도 10년을 견디는 생체 적합성 인공 심장 밸브 설계를 제공하는 것이 여전히 요망된다.
실시예들에 따르면, 인간 환자에서 혈유 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품이 제공된다. 그러한 물품은 제한하지 않지만 심장 밸브 또는 정맥 밸브를 포함할 수 있다.
일 실시예에서, 이식 가능한 물품은 적어도 하나의 플루오로폴리머층을 갖는 복합 재료를 포함하는 판엽을 포함하고, 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 가지며, 상기 복합 재료는 약 80 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함한다.
다른 예시적인 실시예에서, 이식 가능한 물품은 소정 두께를 갖고 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 갖는 복합 재료로부터 형성되는 판엽을 포함하고, 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 1개보다 많은 플루오로폴리머층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 가지며, 판엽은 약 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율을 갖는다.
다른 예시적인 실시예에서, 이식 가능한 물품은 지지 구조체; 상기 지지 구조체 상에서 지지되고 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 갖는 복합 재료로부터 형성되는 판엽을 포함하고, 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 1개보다 많은 플루오로폴리머층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 가지며, 판엽은 약 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율을 갖는다.
다른 예시적인 실시예에서, 이식 가능한 물품은 이식 가능한 물품을 통한 혈류 유동을 실질적으로 방지하는 폐쇄 구성과 이식 가능한 물품을 통한 혈류 유동을 허용하는 개방 구성 간에 순환 가능한 판엽을 포함한다. 판엽은 복수 개의 플루오로폴리머층으로 형성되고 약 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율을 갖는다. 판엽은 적어도 4천만 사이클까지 판엽의 구동 후에 실질적으로 변하지 않는 성능을 유지한다.
다른 예시적인 실시예에서, 이식 가능한 물품은 이식 가능한 물품을 통한 혈류 유동을 실질적으로 방지하는 폐쇄 구성과 이식 가능한 물품을 통한 혈류 유동을 허용하는 개방 구성 간에 순환 가능한 판엽을 포함한다. 이식 가능한 물품은 또한 지지 구조체의 적어도 일부와 판엽의 적어도 일부 사이에 배치되는 쿠션 부재를 포함하고, 쿠션 부재는 복수 개의 플루오로폴리머층으로부터 형성되며 약 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머의 층의 갯수의 비율을 갖는다. 판엽은 적어도 4천만 사이클까지 판엽의 구동 후에 실질적으로 변하지 않는 성능을 유지한다.
예시적인 실시예에서, 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법이 제공되고, 이 방법은 복수 개의 기공과, 1개보다 많은 엘라스토머층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 갖는 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 구비하는 복합 재료를 제공하는 단계와,
시작 및 종결점이 자체에 부착되는 축방향 시임으로서 형성되도록 복합 재료의 시트를 래핑함으로써 1개보다 많은 복합 재료가 복합 재료의 추가 층과 접촉하게 하는 단계를 포함한다.
예시적인 실시예에서, 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품이 제공되고, 이 물품은 약 100 ㎛ 미만의 두께를 갖는 폴리머 판엽을 포함한다.
다른 실시예에서, 이식 가능한 물품은, 제1 단부 및 대향하는 제2 단부를 갖는 거의 환형의 지지 구조체를 포함한다. 지지 구조체의 제1 단부는 종방향으로 연장하는 포스트를 갖는다. 판엽 재료의 시트가 지지 구조체의 외주부를 따라 연장하고 포스트의 대향 측면을 따라 연장하는 제1 판엽과 제2 판엽을 형성한다. 판엽이 개방 위치와 폐쇄 위치 사이에서 순환할 때에 판엽에서의 응력 및 마모를 최소화하도록 쿠션 부재가 포스트에 연결되어 포스트와 판엽 사이에 쿠션을 제공한다.
첨부 도면은 본 발명의 추가 이해를 제공하도록 포함되고 본 명세서에 통합되어 그 일부를 구성하며 본 발명의 예시적인 실시예를 예시하고, 설명과 함께 본 발명의 원리를 설명하는 역할을 한다.
도 1a, 도 1b, 도 1c 및 도 1d는 각각 실시예에 따라 심장 밸브 판엽을 형성하는 툴의 정면도, 측면도, 평면도 및 사시도이다;
도 2a는 실시예에 따라 판엽 툴 위에서 신장되는 쿠션 패드의 사시도이다;
도 2b는 실시예에 따라 도 2a의 판엽 툴을 덮은 쿠션 패드 위에서 신장되는 릴리스층의 사시도이다;
도 3a, 도 3b 및 도 3c는 밸브 판엽의 형성 단계를 예시하는 평면도, 측면도 및 정면도로서, 쿠션 패드 및 릴리스층(도 2a 및 도 2b에 도시됨)에 의해 덮인 판엽 툴은 실시예에 따라 절단 및 추가 조립을 위해 복합 재료 위에 위치된다;
도 4는 실시예에 따라 여분의 판엽 재료를 절단하기 전에 3중 판엽 조립체의 평면도이다;
도 5a는 실시예에 따른 3중 판엽 조립체와 베이스 툴의 사시도이다;
도 5b는 실시예에 따라 베이스 툴 조립체를 형성하도록 정렬 및 조립되는 3중 판엽 조립체 및 베이스 툴의 사시도이다;
도 6a는 실시예에 따른 스텐트 프레임 또는 지지 구조체의 평평한 평면도이다;
도 6b는 실시예에 따른 폴리머 코팅 내에 덮인 지지 구조체의 평평한 평면도이다;
도 7a, 도 7b 및 도 7c는 실시예에 따라 밸브 판엽을 형성하도록 사용되는 팽차아된 플루오로폴리머 멤브레인의 주사 전자 현미경 사진 이미지이다.
도 8은 실시예에 따른 밸브 조립체의 사시도이다;
도 9a 및 도 9b는 실시예에 따라 폐쇄 위치 및 개방 위치에 각각 예시적으로 도시된 도 8의 심장 밸브 조립체의 평면도이다;
도 10은 밸브 조립체의 성능을 측정하도록 사용되는 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 측정된 출력값들의 그래프이다;
도 11a 및 도 11b는 밸브 조립체의 성능을 측정하도록 사용되는 하이 레이트 피로 테스터로부터 측정된 출력값의 그래프 및 데이터 챠트이다;
도 12a 및 도 12b는 제로 사이클에서 그리고 약 2억 7백만 사이클 후에 실시예에 따른 밸브 조립체를 시험하면서 취한 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 측정한 출력값의 그래프이다;
도 13a 및 도 13b는 약 7천 9백만 사이클에서 그리고 약 1억 9천 8백만 사이클 후에 실시예에 따른 밸브 조립체를 시험하면서 취한 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 측정한 출력값의 그래프이다;
도 14는 실시예에 따른 심장 밸브 조립체를 제조하는 맨드릴의 사시도이다;
도 15는 실시예에 따른 심장 밸브용 밸브 프레임의 사시도이다;
도 16은 실시예에 따른 도 14의 맨드릴과 함께 배치되는 도 15의 밸브 프레임의 사시도이다;
도 17은 실시예에 따른 몰딩된 밸브의 사시도이다;
도 18은 실시예에 따른 인접한 밸브 판엽과 밸브 프레임의 포스트 사이의 저합부를 강화하기 위한 부착 부재를 도시하는 몰딩된 밸브의 사시도이다;
도 19는 실시예에 따른 밸브 프레임의 사시도이다;
도 20은 실시예에 따른 쿠션 래핑된 포스트를 갖는 도 19의 밸브 프레임의 사시도이다;
도 21은 실시예에 따른 스테레오리소그래피 형성된 맨드릴의 사시도이다;
도 22는 실시예에 따라, 도 21의 맨드릴 상에 장착되는 도 20의 쿠션 래핑된 밸브 프레임의 사시도이다;
도 23은 실시예에 따라, 도 20의 쿠션 래핑된 밸브에 연결되어 지지되는 밸브 판엽을 갖는 밸브의 사시도이다;
도 24는 실시예에 따른 비접힘식(non-collapsible) 스텐트 프레임 또는 지지 구조체의 사시도이다;
도 25는 실시예에 따른, 적층식 스텐트 프레임의 사시도이다;
도 26a는 실시예에 따른 3중 판엽 조립체, 베이스 툴, 복합 스트레인 릴리프 내에 봉입된 스텐트 프레임 및 재봉 링의 사시도이다;
도 26b는 실시예에 따른 3중 판엽 조립체의 사시도이다;
도 27은 실시예에 따른 밸브의 사시도이다;
도 28은 실시예에 따른 밸브 및 고정구의 사시도이다;
도 29는 실시예에 따른, 밸브, 고정구 및 프레스의 사시도이다;
도 30은 실시예에 따른 완성된 밸브의 사시도이다;
도 31은 실시예에 따른, 구조체의 주연부를 덮는 쿠션 부재를 갖는 도 24의 비접힘식 스텐트 프레임 또는 지지 구조체의 사시도이다;
도 32는 실시예에 따른, 지지 구조체, 스트레인 릴리프 및 재봉 플랜지의 주연부를 덮는 쿠션 부재를 갖는 프레임 또는 지지 구조체에 연결되고 지지되는 판엽을 갖는 완성된 밸브의 사시도이다;
도 33a는 실시예에 따른, 판엽이 부착되는 구조체의 구역을 덮는 쿠션 부재를 덮는 도 6a의 접힘식 스텐트 프레임 또는 지지 구조체의 사시도이다;
도 33b는 실시예에 따른, 쿠션 부재를 봉입하는 폴리머 코팅을 갖는 도 6a의 지지 구조체의 평평한 평면도이다;
도 34는 실시예에 따른, 3개의 축방향 슬릿을 갖는 프레임의 외부 위에 실린더로서 래핑된 판엽 재료를 갖는 도 33a 및 도 33b의 접힘식 스텐트 프레임 및 쿠션 부재의 사시도이다;
도 35는 실시예에 따라, 개별적인 개구를 통해 스텐트 프레임에 내면화된 판엽 재료의 3개의 탭을 갖는 도 34의 사시도이다;
도 36은 실시예에 따라, 구조체 및 스트레인 릴리프의 판엽 부착 지점에 쿠션 부재를 갖는 접힘식 프레임에 연결되고 지지되는 판엽을 갖는 완성된 밸브의 사시도이다;
도 37은 실시예에 따른, 단일 복합 재료를 위한 층들의 판엽 두께 및 갯수의 그래프이다;
도 38은 실시예에 따른, 2개의 상이한 복합 재료를 위한 층들의 판엽 두께 및 갯수를 비교하는 그래프이다;
도 39는 실시예에 따른, 플루오로폴리머의 유체 역학 성능, 최소 갯수의 층들, 최소 강도, 최대 복합재 두께, 및 최대 비율을 위해 정의된 경계들을 갖는 층들의 판엽 두께 및 갯수의 샘플 그래프이다;
도 40은 실시예에 따른, 예 1, 2, 3, A, B, 4A, 4B, 4C, 5, 6, 7, & 8의 판엽 구성을 위한 플루오로폴리머의 유체 역학 성능, 최소 갯수의 층들, 최소 강도, 최대 복합재 두께, 및 최대 비율을 위해 정의된 경계들을 갖는 층들의 판엽 두께 및 갯수의 그래프이다;
도 41a는 가속된 마모 시험 중에 관찰되는 개선된 내구성의 일반적인 경향을 도시하는 층들의 판엽 두께 및 갯수의 그래프이다;
도 41b는 가속된 마모 시험 중에 관찰되는 감소된 내구성의 일반적인 경향을 도시하는 층들의 판엽 두께 및 갯수의 그래프이다;
도 42는 실시예에 따른, 2개의 밸브를 비교하는 유체 역학 성능 데이터(EOA 및 역류 분획)의 그래프이다;
도 43은 실시예에 따른 예시적인 밸브를 위한 성능 데이터의 표인 표 4이다;
도 44는 실시예에 따른 예시적인 밸브를 위한 성능 데이터의 표인 표 6이다.
본 명세서에 사용되는 일부 용어들에 대한 정의가 부록에서 아래에 제공된다.
본 명세서에 제공되는 실시예는 심장 밸브 판엽 등의 고사이클 굴곡 임플란트 용례의 내구성 및 생체 적합성 요건을 충족시키는 재료에 대한 장기간의 염원을 취급한다. 다공질 플루오로폴리머 재료 또는 보다 구체적으로 엘라스토머를 함유하지 않는 ePTFE로부터 형성된 심장 밸브 판엽이 고사이클 굴곡 시험 및 동물 이식에서 경화를 경험한다.
일 실시예에서, 아래에서 더 상세하게 설명되는 바와 같이, 다공질 플루오로폴리머 심장 밸브 판엽의 굴곡 내구성은 비교적 높은 비율의 비교적 낮은 강도의 엘라스토머를 기공에 추가함으로써 상당히 증가되었다. 선택적으로, 추가 엘라스토머층이 복합 층들 사이에 추가될 수 있다. 놀랍게도, 다공질 플루오로폴리머 멤브레인에 엘라스토머가 흡수된 실시예에서, 엘라스토머의 존재는 판엽의 전체 두께를 증가시키고, 엘라스토머의 추가로 인한 플루오로폴리머 멤브레인의 결과적인 증가된 두께는 굴곡 내구성을 방해하거나 감소시키지 않는다. 또한, 엘라스토머의 중량에 의해 최소 비율에 도달한 후에, 상당히 증가된 사이클을 초래하는 엘라스토머의 증가된 비율에 의해 일반적으로 양호하게 수행되는 플루오로폴리머 부재가 생체 밖에서 4천만 사이클을 초과하여 생존할 뿐만 아니라 특정한 제어된 실험실 조건 하에서 석회화 징후를 보이지 않는다는 것을 알았다.
일 실시예에 따른 재료는 팽창된 플루오로폴리머 및 엘라스토머 재료를 포함하는 복합 재료를 포함한다. 본 실시예의 사상 내에서 다중 타입의 플루오로폴리머 멤브레인와 다중 타입의 엘라스토머 재료가 조합될 수 있다는 것이 쉽게 인지된다. 또한, 엘라스토머 재료는 본 실시예의 사상 내에서 다중 엘라스토머, 다중 타입의 비엘라스토머 성분, 예컨대 무기 필러, 치료제, 방사선 불투과성 마커 등을 포함할 수 있다는 것이 쉽게 인지된다.
일 실시예에서, 복합 재료는 예컨대 미국 특허 제7,306,729호에 일반적으로 설명된 바와 같이 다공질 ePTFE 멤브레인으로부터 제조되는 팽창된 플루오로폴리머 재료를 포함한다.
설명된 팽창된 플루오로폴리머 재료를 형성하도록 사용되는 팽창 가능한 플루오로폴리머는 PTFE 호모폴리머를 포함할 수 있다. 변형예에서, PTFE, 팽창 가능한 변경된 PTFE 및/또는 PTFE의 팽창된 코폴리머의 혼합물이 사용될 수 있다. 적절한 플루오로폴리머 재료의 비제한적인 예가 예컨대 Branca의 미국 특허 제5,708,044호, Baillie의 미국 특허 제6,541,589호, Sabol 등의 미국 특허 제7,531,611호, Ford의 미국 특허 출원 제11/906,877호, 및 Xu 등의 미국 특허 출원 제12/410,050호에 설명되어 있다.
본 실시예의 팽창된 플루오로폴리머는 원하는 판엽 성능을 달성하도록 임의의 적절한 미세구조를 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머는 Gore의 미국 특허 제3,953,566호에 설명된 것과 같은 피브릴에 의해 상호 연결된 노드의 미세구조를 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 미세구조는 도 7a의 주사 전자 현미경 사진 이미지에 도시된 바와 같이 피브릴에 의해 상호 연결되는 노드를 포함하나. 피브릴은 노드로부터 복수 개의 방향으로 연장되고, 멤브레인은 거의 균질한 구조를 갖는다. 이 미세구조를 갖는 멤브레인은 통상적으로 2 미만, 가능하게는 1.5 미만의 2개의 직교 방향에서의 매트릭스 인장 강도의 비율을 보일 수 있다.
다른 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머는 Bacino의 미국 특허 제7,306,729호에 의해 일반적으로 교시된 바와 같이 예컨대 도 7b 및 도 7c에 도시된 것과 같은 실질적으로 피브릴만의 미세구조를 가질 수 있다. 도 7c는 도 7b에 도시된 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 고배율이고, 실질적으로 피브릴만을 갖는 균질한 미세구조를 보다 선명하게 보여준다. 도 7b 및 도 7c에 도시된 바와 같이 실질적으로 피브릴만을 갖는 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인은 예컨대 20 m2/g보다 크거나, 25 m2/g보다 큰 높은 표면적을 가질 수 있고, 몇몇 실시예에서, 적어도 1.5×105 MPa2의 2개의 직교 방향에서의 매트릭스 인장 강도의 곱, 및/또는 2 미만, 가능하게는 1.5 미만의 2개의 직교 방향에서의 매트릭스 인장 강도의 비율을 갖는 고 밸런스 강도 재료를 제공할 수 있다.
본 실시예의 팽창된 플루오로폴리머는 원하는 판엽 성능을 달성하기 위하여 임의의 적절한 두께 및 질량을 갖도록 주문 제조될 수 있다. 몇몇의 경우에, 1.0 ㎛ 미만의 두께를 갖는 매우 얇은 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인을 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 다른 실시예에서, 0.1 ㎛보다 크고 20 ㎛보다 작은 두께를 갖는 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인을 사용하는 것이 바람직할 수 있다. 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인은 약 1 g/m2보다 크고 약 50 g/m2보다 작은 비질량을 가질 수 있다.
실시예에 따른 멤브레인은 PTFE의 경우 약 2.2 g/cm3의 밀도를 기초로 하여 약 50 MPa 내지 약 400 MPa 또는 그 이상의 매트릭스 인장 강도를 가질 수 있다. 추가 재료가 판엽의 원하는 특성을 향상시키도록 기공 내에 또는 멤브레인의 재료 내에 또는 멤브레인의 층들 사이에 통합될 수 있다. 일 실시예에 따른 복합 재료는 약 500 ㎛ 내지 0.3 ㎛의 두께를 갖는 플루오로폴리머 멤브레인을 포함할 수 있다.
엘라스토머와 결합된 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인은 본 실시예의 요소에 적어도 여러 중요한 방식으로 심장 밸브 판엽 등의 고사이클 굴곡 임플란트 용례에 사용하도록 요구되는 성능 속성을 제공한다. 예컨대, 엘라스토머의 추가는 ePTFE만의 재료에서 관찰되는 경화를 제거하거나 감소시킴으로써 판엽의 피로 성능을 개선시킨다. 또한, 재료가 절충된 성능을 초래할 수 있는 주름 또는 접은 자국(creasing) 등의 영구 변형을 받을 가능성을 감소시킨다. 일 실시예에서, 엘라스토머는 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 다공질 구조체 내의 기공 용적 또는 공간의 거의 전부를 차지한다. 다른 실시예에서, 엘라스토머는 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공의 거의 전부에 존재한다. 엘라스토머가 기공 용적을 거의 채우거나 기공의 거의 전부에 존재하면 외부 물질이 복합재에 바람직하지 않게 통합될 수 있는 공간이 감소된다. 그러한 외부 물질의 일례로는 칼슘이 있다. 심장 밸브 판엽에 사용될 때에 칼슘이 복합 재료에 통합되면, 예컨대 사이클 작동 중에 기계적 손상이 발생할 수 있고, 이에 따라 판엽에 홀이 형성하고 혈역학적으로 열화가 생길 수 있다.
일 실시예에서, ePTFE에 결합된 엘라스토머는 미국 특허 제7,462,675호에 설명된 바와 같이 테트라플루오로에틸렌(TFE)의 열가소성 코폴리머 및 퍼플루오로메틸 비닐 에테르(PMVE)이다. 전술한 바와 같이, 엘라스토머는 엘라스토머가 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인 내의 빈 공간 또는 기공의 거의 전부를 차지하도록 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인과 결합된다. 엘라스토머를 이용한 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공의 이러한 충전은 다양한 방법에 의해 수행될 수 있다. 일 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공을 충전하는 방법은 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공 내로 부분적으로 또는 전체적으로 유동하고 용매가 증발되게 하여 필러를 남겨 놓기에 적절한 점성 및 표면 인장을 갖는 용매를 생성하는 데에 적합한 용매 내에서 엘라스토머를 용해하는 단계를 포함한다.
다른 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공을 충전하는 방법은 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공을 부분적으로 또는 전체적으로 충전하도록 분산을 통해 필러를 운반하는 단계를 포함한다.
다른 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공을 충전하는 단계는 엘라스토머가 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공 내로 유동하게 하는 열 및/또는 압력의 조건 하에서 다공질의 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인을 엘라스토머의 시트와 접촉하게 하는 단계를 포함한다.
다른 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공을 충전하는 단계는 먼저 기공을 엘라스토머의 프리폴리머(prepolymer)로 충전한 다음에 엘라스토머를 적어도 부분적으로 경화시킴으로써 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 기공 내의 엘라스토머를 중합화하는 단계를 포함한다.
엘라스토머의 최소 중량%에 도달한 후에, 상당히 증가된 사이클을 초래하는 엘라스토머의 비율 증가에 의해 일반적으로 더 양호하게 수행되는 플루오로폴리머 재료 또는 ePTFE로부터 구성되는 판엽이 생존한다. 일 실시예에서, ePTFE와 결합되는 엘라스토머는 미국 특허 제7,462,675호 및 당업자에게 공지된 다른 참조 문헌들에 설명된 바와 같이 테트라플루오로에틸렌과 퍼플루오로메틸 비닐 에테르의 열가소성 코폴리머이다. 예컨대, 예 1에 도시된 다른 실시예에서, 판엽은 53 중량%의 엘라스토머의 복합재 내지 ePTFE로부터 형성되고 사이클 시험을 받는다. 약 2억 시험 사이클에서 약간의 경화가 관찰되었는데, 이는 유체 역학에 단지 적당한 영향을 준다. 예 2의 실시예에서와 같이, 엘라스토머의 중량이 약 83 중량%로 상승된 경우, 약 2억 사이클에서 경화 또는 유체 역학에 있어서의 부정적인 변화가 관찰되지 않았다. 대조적으로, 비교예 B에서와 같이, 비-복합재 판엽, 즉 엘라스토머가 없이 ePTFE로 전부 형성되는 판엽의 경우, 심각한 경화가 4천만 시험 사이클에서 명백하였다. 이들 예에 의해 증명된 바와 같이, 다공질 플루오로폴리머 부재의 내구성은 비교적 낮은 강도의 엘라스토머를 플루오로폴리머 부재의 기공에 비교적 높은 비율로 추가함으로써 상당히 증가될 수 있다. 플루오로폴리머 멤브레인의 높은 재료 강도는 또한 특정한 형태가 매우 얇게 되도록 한다.
실시예에 사용하기에 적절할 수 있는 다른 생체 적합성 폴리머는 제한하지 않지만 우레탄, 실리콘(오가노폴리실록산), 실리콘-우레탄의 코폴리머, 스티렌/이소부틸렌 코폴리머, 폴리이소부틸렌, 폴리에틸렌-코-폴리(비닐 아세테이트), 폴리에스터 코폴리머, 나일론 코폴리머, 플루오르화 탄화수소 폴리머 및 이들 각각의 코폴리머 또는 혼합물의 그룹을 포함할 수 있다.
약 55 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 복합 재료로부터 구성되는 판엽은 원하는 라미네이트 또는 판엽 두께 및 복합재의 층들의 갯수를 기초로 하여 다양한 형태로 조립될 수 있다. 복합재의 두께는 플루오로폴리머의 중량 % 및 멤브레인 두께에 직접적으로 관련된다. 예컨대, 약 300 nm로부터 3,556 nm이상까지의 멤브레인 두게 범위 및 10 내지 55 중량%의 플루오로폴리머의 범위를 이용하면 0.32 ㎛로부터 13 ㎛ 이상까지에 달하는 복합재 두께가 형성되게 한다.
판엽 두께와 복합재 층의 갯수 간의 관계가 도 37의 그래프에 예시적으로 도시되어 있는데, A와 B로 지시된 2개의 판엽 구성이 도시되어 있다. 일 실시예에서, 이들 구성 A와 B는 단일 복합재로 구성될 수 있다. 다른 실시예에서, 판엽 두게와 층의 갯수 간에는 대체로 선형 관계가 존재할 수 있는데, Y = mX이고, 여기서 Y는 판엽 두께이고, m은 기울기이며, X는 층의 갯수이다. 기울기(m) 또는 층의 갯수에 대한 판엽 두께의 비율은 복합재 두께와 동일하다. 따라서, 예컨대 구성 A와 B에 대해 층들의 갯수를 20에서 40으로 2배로 하면, 그 결과 두께가 40 ㎛에서 80 ㎛로 2배로 된다. 라인의 기울기 또는 심지어는 판엽 두게 대 복합재 층의 갯수의 그래프는 층들 사이의 엘라스토머의 양 및 층들의 균일성에 따라 변경될 수 있다.
동일한 멤브레인에 대해 플루오로폴리머의 중량%가 감소되면, 복합재의 두께가 증가된다. 도 38에 도시된 바와 같이, 이 복합재 두께의 증가는 이전 실시예의 실선에 대해 점선의 증가된 기울기에 의해 지시된다. 점선으로 예시된 실시예에서, 동일한 멤브레인에 대해 약 절반 만큼 플루오로폴리머의 중량%의 감소는 약 2배 만큼 복합재의 두께 증가를 초래하며, 이는 점선의 증가된 기울기에 반영된다. 따라서, 도 38의 구성 C에 의해 도시된 판엽은 플루오로폴리머의 중량%를 변경시킴으로써 구성 A와 동일한 갯수의 층을 갖거나 구성 B와 동일한 판엽 두께를 가질 수 있다.
유체 역학 뿐만 아니라 내구성 성능에 영향을 미치는 플루오로폴리머의 중량%, 복합재 두께, 및 층들의 갯수의 어떠한 구성을 결정하는 데에 있어서, 도 39의 그래프에 가장 잘 도시된 바와 같이 경계가 관찰되었다. 지금까지 관찰된 적절한 판엽 구성을 대체로 정의하는 5개의 경계가 존재한다. 제1 경계는 소정의 밸브 크기에 대해 EOA 및 역류 분획의 한계값을 정의하는 심장 혈관 임플란트(5840:2005)을 위한 ISO 안내 문서에 의해 기술되는 허용 가능한 유체 역학적 성능에 의해 정의된다. 통상적으로, 이들 복합재로부터 형성되는 100 ㎛보다 큰 두께는 허용 가능성의 이들 한계값 근처에서 수행한다. 제2 경계는 제공되는 예들에 의해 추가 예시되는 내구성 고장에 의해 관찰되는 바와 같이 최소 갯수의 층(10)이다. 유사하게, 제3 경계는 최대 비율의 판엽 두께 대 층들의 갯수 또는 5 ㎛의 복합재 두께이다. 일반적으로, 두꺼운 복합재로부터 생기는 낮은 갯수의 층들은 동일한 중량%의 플루오로폴리머 및 판엽 두께로 된 높은 갯수의 층과 비교했을 때에 실행이 좋지 않다. 제4 경계는 밸브가 심장 사이클 중에 폐쇄될 때에 판엽의 유체 역학적 로딩 동안에 플루오로폴리머 크리프에 저항하는 데에 요구되는 강도에 의해 결정되는 소정의 복합재의 최소 갯수의 층들에 의해 정의된다. 라미네이트의 강도는 돔 파열 시험에 의해 측정되는데, 통상적으로 판엽이 그 형태 및 기능을 유지하는 것을 보장하도록 적어도 207 KPa의 파열 압력이 요구된다. 제5 경계는 사이클 내구성을 상당히 증가시키도록 요구되는 최대 중량%의 플루오로폴리머(55%)에 의해 정의된다. 도 40에 있어서, 이들 경계를 예시하는 그래프는 이들 개시를 추가 에시하도록 제공되는 모든 예들의 판엽 구성을 갖도록 도시되어 있다.
소정의 복합재의 최대 갯수의 층이 원하는 판엽 두께에 의해 결정될 수 있다. 판엽 두께가 증가함에 따라, 벤딩 특성이 향상하면서 소정의 밸브 기하학적 형태를 위한 유체 역학적 성능 거동이 감소한다는 것이 관찰되었다. "유체 역학적 성능"은 일반적으로 도 42에 도시된 바와 같이 소정의 밸브 크기에 대해 2차원으로 데카르트 좌표 시스템에 플로팅된 EOA 및 역류 분획의 조합을 지칭한다. "벤딩 특성"은 일반적으로 주기적인 개방 및 폐쇄에 의해 유도되는 변형 중에 판엽 구조체에서 발생되는 주름 및/또는 접은 자국의 정성적 양(qualitative amount)을 지칭한다. 반대로, 판엽 두께가 감소됨에 따라, 벤딩 특성이 감소되면서 소정의 기하학적 형태에 대한 유체 역학적 성능 거동이 증가된다. 판엽 두께의 함수로서 벤딩 특성에 있어서 차이의 관찰은 밸브(42A) 및 밸브(42B)로서 지칭되는 13 ㎛ 및 130 ㎛ 판엽 두께를 갖는 2개의 밸브의 예에서 추가 예시된다. 이들 2개의 값을 비교하는 유체 역학적 성능 데이터(EOA 및 역류 분획)의 그래프가 도 42에 도시되어 있는데, 역류 분획을 최소화하고 EOA를 최대화하는 것이 요망된다.
오랜 기간에 걸쳐 큰 주기적 변형에 노출된 얇은 필름 재료가 일반적으로 주름 및 접은 자국에 민감하다는 것이 관찰되었다. 또한, 오랜 기간에 걸쳐서 큰 주기적 변형에 노출되는 얇은 재료의 내구성은 듀티 사이클 중에 형성될 수 있는 그러한 주름 및 접은 자국의 결과로서 감소된다는 것이 당업자에게 일반적으로 공지되어 있다.
따라서, 초박형 복합재(0.32 ㎛)로부터 구성되고 5배의 층들의 갯수(약 50개) 대 종래의 판엽을 갖는 유사한 두께(약 16 ㎛)의 판엽이 75 ㎛ 이상의 두께를 갖는 판엽에 의해 오직 미리 달성되는 바람직한 벤딩 거동을 가질 때에 놀라운 일이다. 또한, 낮은 갯수의 층의 복합재의 내구성을 높은 갯수의 층과 비교할 때에, 높은 갯수의 층은 통상적으로 비교로서 듀티 사이클의 갯수를 이용하는 한 자리수만큼 낮은 갯수의 층의 구조물을 능가한다. 50개의 층과 16 ㎛ 두께의 판엽을 갖는 밸브는 대략 동일한 두께의 6개의 층의 구조물보다 주름 및 접은 자국이 상당히 적은 것으로 보인다.
대략 동일한 두께의 단면의 판엽을 4, 9, 26, 50 및 21 층들과 각각 비교하면, 층들의 갯수의 증가는 보다 작은 벤딩 반경을 취할 뿐만 아니라 국부화된 좌굴을 통해 개별적인 층들의 길이를 저장함으로써 타이트한 곡률에 순응하는 라미네이트의 능력을 용이하게 한다.
층들의 두께 및 갯수를 변경함으로써 관찰되는 일반적인 추세가 도 41a 및 도 41b의 그래프에 예시되어 있고 제공되는 예에 의해 추가 지지된다.
이하의 비제한적인 예는 실시예들을 추가 예시하도록 제공된다. 아래의 예 및 첨부 도면에 예시된 것 외에 다른 밸브 프레임 설계가 사용될 수 있다는 것이 쉽게 인지된다.
예 1
일 실시예에 따른 심장 밸브 판엽이 이하의 프로세스에 의해 설명되는 바와 같이, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인 및 엘라스토머 재료를 갖는 복합 재료로부터 형성되고 FEP의 중간층을 이용하여 금속제의 풍선 팽창 가능한 스텐트에 결합된다.
1) 총 4개의 층을 생성하도록 ePTFE 층을 자체적으로 접음으로써 두꺼운 희생 툴링 쿠션 패드 또는 층들이 형성되었다. ePTFE 층은 폭이 5 cm(2")이고 두께가 0.5 mm(0.02")이었고 쿠션 패드를 형성하도록 고도의 압축성을 갖는다. 도 1 및 도 2를 참조하면, 쿠션 패드(200)는 전체적으로 100으로 지시되는 판엽 툴 상에서 신장된다(도 2). 판엽 툴(100)은 판엽부(102), 본체부(104) 및 바닥 단부(106)를 갖는다. 판엽 툴(100)의 판엽부(102)는 대체로 아치형의 볼록 단부면(103)을 갖는다. 쿠션 패드(200)는 판엽 툴(100)을 화살표(도 2a)로 도시된 방향으로 가압함으로써 판엽 툴(100)의 판엽부(102)의 단부면(103) 위에서 신장되고 평활해진다. 쿠션 패드(200)의 주변 에지(202)는 판엽 툴(100)의 바닥 단부(106) 위에서 신장되어 쿠션 패드(200)를 적소에 유지하도록 꼬아 합쳐진다(도 2b).
2) 도 2b를 참조하면, 이전 단계에서 쿠션 패드(200)에 의해 덮이는 판엽 툴(100)의 판엽부(102) 위에서 릴리스층(204)이 신장된다. 일 실시예에서, 릴리스층(204)은 그 외측면 또는 측면을 따라 배치되는 플루오르화 에틸렌 프로필렌(FEP0의 층을 갖는 실질적으로 비다공질 ePTFE로부터 제조된다. 릴리스층(204)은 FEP 층이 쿠션 패드(200)를 향하고 실질적으로 비다공질 ePTFE가 쿠션 패드(200)로부터 외측을 향하거나 반대쪽을 향하하도록 판엽 툴(100) 위에서 신장된다. 릴리스층은 두께가 약 25 ㎛이고 충분한 길이로 되며 릴리스층(204)이 판엽 툴(100)의 바닥 단부(106) 위에서 당겨지게 하는 폭으로 된다. 이전 단계에서 쿠션 패드(200)에서와 같이, 릴리스층(204)의 주변 에지(206)가 판엽 툴(100)의 바닥 단부(106)를 향해 당겨진 다음, 릴리스층(204)을 적소에 보유 또는 유지하도록 판엽 툴(100)의 바닥 단부(106) 상에서 꼬아 합쳐진다. 이어서, 릴리스층(204)의 FEP 층은 필요에 따라 고온의 솔더링 인두의 사용에 의해 점 용융됨으로써 쿠션 패드(200)에 확고하게 고정된다.
3) 단계 1) 및 2)의 프로세스가 반복되어 릴리스층에 의해 덮이는 쿠션 패드를 각각 갖는 3개의 개별적인 판엽 툴을 준비하였다.
4) 일 실시예에 다른 판엽 재료는 플루오로엘라스토머가 흡수된 ePTFE의 멤브레인을 포함하는 복합 재료로부터 형성된다. 대략 10 cm의 폭의 한장의 복합 재료가 원형 맨드릴 상에 래핑되어 튜브를 형성한다. 복합 재료는 3개의 층, 즉 ePTFE의 2개의 외층과, 이들 외층 사이에 배치되는 플루오로엘라스토머의 1개의 내층으로 구성된다. ePTFE 멤브레인은 미국 특허 제7,306,729호에 설명된 일반적인 교시에 따라 제조된다. 플루오로엘라스토머는 미국 특허 제7,462,675호에 설명된 일반적인 교시에 따라 형성된다. 추가 플루오로엘라스토머가 적합할 수 있고 미국 공개 제2004/0024448호에 설명되어 있다.
ePTFE 멤브레인은 이하의 특성을 갖는다: 두께 = 약 15 ㎛; 가장 높은 강도 방향에서의 MTS = 약 400 MPa; 직교 방향에서의 MTS 강도 = 약 250 MPa; 밀도 = 약 0.34 g/cm3; IBP = 약 660 KPa.
코폴리머는 본질적으로 약 65 내지 70 중량%의 퍼플루오로메틸 비닐 에테르 및 상보적으로 약 35 내지 30 중량%의 테트라플루오로에틸렌으로 이루어진다.
ePTFE에 대한 플루오로엘라스토머의 중량%는 약 53%이다.
다층식 복합재는 이하의 특성을 갖는다: 약 40 ㎛의 두께; 약 1.2 g/cm3의 밀도; 가장 높은 강도 방향에서 파괴력/폭 = 약 0.954 kg/cm; 가장 높은 강도 방향에서의 인장 강도 = 23.5 MPa(3,400 psi); 직교 방향에서 파괴력/폭 = 약 0.87 kg/cm; 직교 방향에서의 인장 강도 = 약 21.4 MPa(3100 psi), 약 12.3 MPa보다 큰 IPA 기포점, 약 1,800 초보다 큰 걸리 넘버(Gurley Number), 및 질량/면적 = 약 14 g/m2.
이하의 시험 방법이 ePTFE 층 및 다층식 복합재를 특정하도록 사용되었다.
두께는 무티토요 스냅 게이지 절대값, 12.7 mm(0.50") 직경 풋, 모델 ID-C112E, 일련 번호 10299(일본제)를 이용하여 측정되었다. 밀도는 미국 뉴저지주 소재의 Analytical Balance Mettler사의 PM400을 이용하는 중량/용적 계산에 의해 결정되었다. 파괴력과 인장 강도는 마이애미주 노우드 소재의 Instron사의 모델 번호 #5500R을 이용하여 측정되었는데, 로드 셀은 50 kg이고, 게이지 길이는 25.4 cm이며, 평면형 조를 이용한 크로스헤드 속도는 25 mm/분(스트레인 레이트 = 분당 100%)이다. IPA 기포점은 IPA 기포점 테스터, 즉 미국 유타주 솔트레이트 시티 소재의 Pressure Regulator Industrial Data Systems 모델 LG-APOK 에 의해 측정되었는데, 램프 레이트는 1.38 KPa/s(0.2 psi/s)이고 시험 면적은 3.14 cm2이었다. 걸리 넘버는 미국 뉴욕주 트로이 소재의 걸리 테스터, 모델 번호 #4110을 이용하여 124 mm의 수압에서 6.45 cm2 샘플을 통해 유동하도록 100 cm3의 공기에 대해 수초의 시간으로서 결정되었다.
달리 언급하지 않는다면, 이들 시험 방법은 후속 예들에서의 데이터를 발생시키도록 사용된다.
ePTFE의 2개의 외층과 이들 사이에 배치되는 플루오로엘라스토머의 1개의 내층을 각각 갖는 복합 재료의 층은 멤브레인의 보다 높은 강도 방향이 맨드릴의 축방향으로 배향되도록 약 28 mm(1.1")의 직경을 갖는 맨드릴 상에 래핑된다. 일 실시예에서, 복합 재료의 4개의 층은 맨드릴 상에 비나선형의 거의 원주 방향 방식으로 래핑된다. 복합 재료는 재료가 자체에 부착하게 하는 약간의 점착성을 갖는다. 맨드릴 상에 여전히 있는 동안에, 복합 재료는 약 10 cm(4")×약 90 mm(3.5")의 시트를 형성하도록 대체로 맨드릴 장축을 따라 종방향으로 슬리팅된다.
5) 이어서, 판엽 재료(또는 단계 4의 복합 재료)의 결과적인 시트는 절단되고 릴리스층(204)에 의해 덮인 쿠션 패드(200)를 갖는 판엽 툴(100) 상에 래핑된다. 보다 구체적 도 3a 내지 도 3c에 도시된 바와 같이, 판엽 재료(300)는 평탄한 절단면 상에 배치된다. 이어서, 쿠션 패드(200)와 릴리스층(204)을 갖는 판엽 툴(100)이 대략적으로 도시된 바와 같이 판엽 재료(300) 상에 정렬된다. 다음에, 안전 면도날을 이용하여 판엽 재료(300)에 4개의 슬릿(302, 304, 306, 308)이 형성된다. 1쌍의 슬릿(302, 304)은 판엽 툴(100)의 일측면으로부터 연장되고 판엽 재료(300)의 한 에지(300a)에서 종결되며, 다른 쌍의 슬릿(306, 308)은 판엽 툴(100)의 대향 측면으로부터 연장되고 판엽 재료(300)의 대향 에지(300b)에서 종결된다. 슬릿(302, 304, 306, 308)은 판엽 툴(100)의 판엽부(102)로부터 이격되어 있다. 슬릿(302, 304, 306, 308)은 판엽 툴(100) 아래에서 돌출하지 않는다. 개별적인 슬릿의 폭이 실척으로 도시되지 않았다는 것이 인지된다. 판엽 재료(300)의 슬릿(302, 304, 306, 308)은 절곡부(310), 한쌍의 스트랩(312, 314) 및 판엽 재료(315)의 여분의 재료를 형성한다. 절곡부(310)는 도 3에서 화살표(316)에 의해 지시되는 대략적인 방향으로 절곡되고, 이전 단계에서 쿠션 패드(200)와 릴리스층(204)에 의해 덮인 판엽 툴(100) 위에서 평활하게 된다.
6) 판엽 재료(315)는 판엽 툴(100)의 판엽부(102), 특히 단부면(103) 위에서 신장되고 평활하게 된다. 단계 4) 및 5)는 3개의 개별적인 판엽 조립체를 형성하도록 반복된다. 이어서, 3개의 판엽 조립체(402, 404, 406)가 함께 클램핑되어 도 4에 도시된 바와 같이 3중 판엽 조립체(400)를 형성한다. 3중 판엽 조립체(400)의 주연부를 지나서 대체로 반경 방향으로 연장되는 판엽 재료(315)의 여분의 재료를 각각 갖는 3개의 개별적인 판엽 조립체(402, 404, 406)가 도시되어 있다.
7) 이어서, 3중 판엽 조립체의 판엽 툴의 단부면과 맞물리고 여분의 판엽 영역을 트리밍 가공하여 3개의 판엽을 형성하는 공동을 갖는 베이스 툴이 제공된다. 도 5a를 참조하면, 베이스 툴은 전체적으로 300으로 지시되고 단부(501)와 대향 바닥 단부(503) 사이에서 종방향으로 연장된다. 3개의 오목 공동(502, 504, 506)이 베이스 툴(500)의 단부(501)에 형성된다. 각 오목 공동(502, 504, 506)는 3개의 판엽 조립체(402, 404, 406) 중 하나의 단부면(103)과 일치하여 끼워지거나 꼭 맞게 안착하도록 형성된다. 3개의 반경 방향 연장 요소(508, 510, 512)는 베이스 툴(500)의 단부로부터 외측을 향해 연장된다. 각 요소(508, 510, 512)는 오목 공동(502, 504, 506)의 인접한 쌍 사이에 배치된다.
이어서, 압축 패드와, 판엽 툴이 단계 1 및 2에서 마련되는 방식과 유사한 릴리스층(도시 생략)을 갖는 베이스 툴(500)이 준비된다. 단계 1 및 2에서 각 판엽 툴에 대해 설명된 바와 같이, 압축 패드와 릴리스층은 베이스 툴(500)에 유사하게 신장되고 고정되어 베이스 툴 조립체를 형성한다.
8) 도 5b를 참조하면, 베이스 툴 조립체[편의를 위해, 쿠션 패드와 릴리스층을 도시하지 않고 베이스 툴(500)로서 예시됨]와 전체적으로 400으로 지시되는 3중 판엽 조립체는 함께 대체로 축방향으로 정렬되어, 각 판엽 툴(100)의 단부면(도시 생략)은 전체적으로 500으로 지시되는 베이스 툴의 단부(501)의 오목 공동(도시 생략) 중 하나 내에 안착되어 결합된 툴 조립체를 형성한다.
9) 다음에, 금속제의 풍선 팽창 가능한 스텐트가 제조된다. 약 0.5 mm(0.020")의 벽 두께와 약 2.5 cm(1.0")의 직경을 갖는 316 스테인리스강의 튜브가 레이저 절단된다. 도 6a의 평탄한 평면도에서 예시적으로 도시되고 전체적으로 600으로 지시되는 환형 절단 스텐트 프레임 또는 지지 구조체를 형성하도록 패턴이 튜브로 절단된다. 지지 구조체(600)는 복수 개의 작은 폐쇄 셀(602), 복수 개의 큰 폐쇄 셀(604), 및 복수 개의 판엽 폐쇄 셀(606)을 포함한다. 복수 개의 판엽 폐쇄 셀(606) 중 하나가 평탄한 평면도로 인해 도 6a에서 개방 셀로서 나타난다는 것을 유념하라. 셀(602, 604, 606)은 대체로 지지 구조체(600)의 환형 형태를 형성하는 열을 따라 배치된다.
10) 이어서, 레이저 절단된 스텐트 프레임에 폴리머 재료가 부착된다. 먼저, ePTFE 멤브레인의 희생 압축층이 약 2.5 cm(1.0")의 직경을 갖는 맨드릴(도시 생략) 상에 오버랩 없이 권취된다. ePTFE 멤브레인의 희생 압축층은 약 0.5 mm(0.02")의 두께와 약 10 cm(4") 의 폭을 갖고, 연성의 희생 압축층을 형성하도록 유연성 및 압축성을 갖는다.
11) 다음에, 실질적으로 비다공질의 ePTFE 필름의 4개의 층이 압축층 멤브레인의 상부의 맨드릴 상에 권취된다. 실질적으로 비다공질 ePTFE 필름은 약 25 ㎛의 두께를 갖고, 약 10 cm(4")의 폭을 가지며, 일측면에 FEP의 층을 갖는다. 실질적으로 비다공질의 ePTFE 필름은 FEP가 맨드릴의 반대쪽을 향하도록 권취된다. 실질적으로 비다공질의 ePTFE 필름은 단계 2)에서 이미 설명된 릴리스층의 특성을 갖는다.
12) 타입 1(ASTM D3368)의 FEP의 얇은 필름이 용융 압출 및 신장을 이용하여 구성된다. 단계 10에서 압축층 멤브레인이 이미 권취되고 단계 11에서 실질적으로 비다공질의 ePTFE 필름의 4개의 층이 권취된 맨드릴에 이 타입 1(ASTM D3368)의 FEP 필름의 추가 10층이 추가된다. 타입 1(ASTM D3368)의 FEP 필름은 두께가 약 40 ㎛(0.0016")이고 폭이 약 7.7 cm(3")이다.
13) 다음에, 래핑된 맨드릴이 공기 대류 오븐 내에서 약 5 분 동안 약 320 ℃로 열처리되고 냉각된다.
14) 이어서, 열처리 및 래핑된 맨드릴 상에 지지 구조체(도 6a에서 600으로 지시됨)가 배치된다. 다음에, 이미 래핑된 맨드릴 상에 배치되는 지지 구조체 상에 타입 1(ASTM D3368)의 FEP 필름의 2개의 추가 층이 래핑된다.
15) 래핑 맨드릴 및 그 위에 지지된 지지 구조체는 공기 대류 오븐 내에서 약 10 분 동안 약 320 ℃에서 열처리되고 냉각되어 폴리머 코팅된 지지 구조체를 형성한다.
16) 다음에, 폴리머 코팅된 지지 구조체는 외과용 메스를 이용하여 트리밍 가공되어 트리밍된 스텐트 프레임을 형성하는데, 이 스텐트 프레임은 도 6b의 평탄한 평면도에 예시적으로 도시되고 전체적으로 700으로 지시된다. 보다 구체적으로, 한 방식에서, 폴리머 코팅은 다양한 에지 프로파일(708)을 형성하도록 지지 구조체(600; 도 6a)의 에지를 약 2 mm(0.08") 지나서 트리밍 가공된다. 다른 방식에서, 폴리머 코팅은 각 셀에서 웹을 형성하도록 전체 셀을 가로지르게 된다. 어느 한 경우에, 지지 구조체(600)는 트리밍된 스텐트 프레임(700)을 형성하도록 폴리머 코팅(702) 내에 완전히 봉입된다. 트리밍된 스텐트 프레임(700)은 갯수 및 대체로 형태가 복수 개의 판엽 폐쇄 셀(606; 도 6a)에 대응하는 복수 개의 판엽 개구(704)를 포함한다. 또한, 도 6b에 도시된 바와 같이, 작은 폐쇄 셀 각각의 폴리머 코팅(702)에 슬릿(706)이 형성된다. 구체적으로, 각 슬릿(706)은 선형이고 환형 지지 구조체(600)의 종방향 중앙축(도시 생략)에 대체로 평행하다.
17) 트리밍된 스텐트 프레임은 단계 8로부터 결합된 툴 조립체 상에 배치된다. 판엽 툴의 판엽부(102)는 트리밍된 스텐트 프레임의 판엽 개구(704; 도 6b)에 정렬된다. 3개의 여분의 판엽 재료 영역(315; 도 4)이 스텐트 프레임의 판엽 개구를 통해 당겨진다. 3쌍의 스트랩(도 3a의 312. 314)은 각각 슬릿(도 6b의 706) 중 하나를 통해 당겨져 트리밍된 스텐트 프레임 둘레에서 래핑된다. 각 쌍의 스트랩은 서로에 대해 반대 방향으로 래핑된다. 이어서, 6개의 스트랩이 트리밍된 스텐트 프레임에 고온 솔더링 인두를 이용하여 열 점착된다.
18) 결합된 툴 조립체(단계 8) 및 래핑되고 열 점착된 스트랩을 갖는 트리밍된 스텐트 프레임이 회전식 척 메카니즘에 장착된다. 회전식 척 메카니즘은 경량의 종방향 압축 로드를 인가하도록 조절된다. 여분의 판엽 재료 영역(도 4의 315)이 고온 솔더링 인두를 이용하여 베이스 툴(도 5의 500)에 열 점착된다.
19) 이어서, 단계 18의 결합된 툴이 타입 1(ASTM D3368)의 FEP 필름(단계 12로부터의)의 추가 2개의 층을 이용하여 래핑된다. 다음에, 복합재(단계 4)의 3개의 추가 층이 오버래핑되고 트리밍된 스텐트 프레임에 대해 점착된다.
20) 최종적인 열 처리를 위한 준비에서, 압축 테이프 및 압축 섬유의 릴리스층 및 희생층이 단계 19로부터의 조립체에 원주 방향 및 종방향으로 인가된다. 압축 테이프/섬유는 나중의 열처리 중에 조립체와 접촉하여 조립체를 원주 방향 및 종방향으로 압축시킨다. 압축 테이프의 희생층은 도 19로부터의 조립체 상에 나선형 방식으로 원주 방향으로 래핑된다. 이 압축 테이프는 도 10에서 이미 설명된 ePTFE의 희생 압축층의 특성을 갖는다. 이어서, ePTFE 압축 섬유는 압축 테이프 상에 타이트하게 래핑된다. 대략 100 권선수의 압축 섬유가 긴밀하게 이격된 나선형 패턴으로 원주 방향으로 가해진다. ePTFE 압축 섬유는 직경이 대략 1 mm(0.04")이고 충분히 가열되었을 때에 종방향으로 수축하도록 구성된다. 이어서, 클래핑된 조립체는 회전식 척 메카니즘으로부터 제거된다. 희생 압축 테이프의 3개의 층이 조립체 둘레에서 종방향 방식으로 래핑된다. 이어서, 압축 섬유의 대략 20개의 랩이 종방향 압축 테이프 위에서 종방향으로 래핑된다.
21) 이어서, 단계 20으로부터의 조립체가 공기 대류 오븐 내에서 약 90 분 동안 약 280 ℃로 열처리된 다음, 실온수로 냉각된다. 이 열처리 단계는 단계 4에서 설명되는 판엽 재료를 생성하도록 사용되는 ePTFE 멤브레인의 기공 내로 열가소성 플루오르엘라스토머의 유동을 용이하게 한다.
22) 다음에, 희생 압축 테이프/섬유가 제거된다. 폴리머 재료는 판엽 및 베이스 툴이 분리되게 하도록 트리밍된다. 이어서, 스텐트 폴리머층은 부착된 판엽을 갖는 스텐트 프레임의 제거를 허용하도록 트리밍 가공된다. 다음에, 판엽이 트리밍되어, 도 8에 도시되고 전체적으로 800으로 지시된 바와 같은 밸브 조립체를 초래한다.
일 실시예에 따른 결과적인 밸브 조립체(800)는 복수 개의 기공을 갖는 적어도 하나의 플루오로폴리머 층과 적어도 하나의 플루오로폴리머 층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 구비하는 복합 재료로부터 형성된 판엽(802)을 포함한다. 각 판엽(802)은 혈액이 밸브 조립체를 통해 유동하는 것이 방지되는 도 9a에 예시적으로 도시된 폐쇄 위치와, 혈액이 밸브 조립체를 통해 유동하게 되는 도 9b에 예시적으로 도시된 개방 위치 간에 이동될 수 있다. 따라서, 밸브 조립체(800)의 판엽(802)은 인간 환자의 혈류 방향을 대체로 조절하도록 폐쇄 위치와 개방 위치 간에 순환한다.
각 밸브 조립체에서 밸브 판엽의 성능은 밸브에 걸쳐 통상적인 해부학상 압력 및 유동을 측정하고 특별한 밸브 조립체를 위한 데이터의 초기 또는 "제로 피로" 변형을 발생시키는 실시간 펄스 듀플리케이터를 특징으로 한다. 이어서, 밸브 조립체는 하이 레이트 피로 테스터로 전달된 다음, 대략 2억 7백만 사이클을 받는다. 약 1억 사이클의 각 블록 후에, 밸브가 실시간 펄스 듀플리케이터로 복귀되고 성능 파라미터가 재측정된다.
유동 성능을 이하의 프로세스들을 특징으로 한다.
1) 밸브 조립체가 실시간 펄스 듀플리케이터에서 실질적으로 평가되게 하도록 밸브 조립체가 실리콘 환형 링(지지 구조체)에 플로팅된다. 플로팅 프로세스는 펄스 듀플리케이터 제조업체(캐나다 빅토리아 비씨 소재의 ViVitro Laboratories사)의 권고 사항에 따라 수행된다.
2) 이어서, 플로팅된 밸브 조립체가 실시간 좌심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템 내에 배치된다. 유동 펄스 듀플리케이터 시스템은, 캐나다 빅토리아 비씨 소재의 VSI Vivitro Systems사에 의해 공급되는 아래의 구성요소들; 슈퍼 펌프, 서보 파워 증폭기 부품 번호 SPA 3891; 슈퍼 펌프 헤드 부품 번호 SPH 5891B(38.320 cm2 실린더 면적); 밸브 스테이션/고정구; 파형 발생기, 삼중팩 부품 번호 TP 2001; 센서 인터페이스 부품 번호 VB 2004; 센서 증폭기 구성요소 부품 번호 AM 9991; 및 미국 노스캐롤라이나 이스트 벤드 소재의 Carolina Medical Electronics사의 구형파 전자기 유동 미터를 포함한다.
일반적으로, 유동 펄스 듀플리케이터 시스템은 시험 대상 밸브를 통해 원하는 유체 유동을 생성하도록 고정된 배수량의 피스톤 펌프를 이용한다.
3) 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템은 원하는 유동, 평균 압력, 및 시뮬레이트된 펄스 레이트를 생성하도록 조절된다. 이어서, 시험 대상 밸브는 약 5 내지 20 분 동안 순환된다.
4) 압력 및 유동 데이터는 심실 압력, 대동맥 압력, 유량, 및 펌프 피스톤 위치를 비롯하여 시험 주기 동안에 측정 및 수집된다. 도 10에는 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터의 통상적인 데이터 출력값의 그래프가 예시적으로 도시되어 있다.
5) 밸브를 특정하고 피로 후의 값과 비교하도록 사용되는 파라미터는 전방 유동의 양압 부분 중에 개방 밸브를 가로지르는 압력 강하, 유효 오리피스 영역, 및 역류 분획이다.
특징화 후에, 밸브 조립체는 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 제거되고 하이 레이트 피로 시험기에 배치된다. 미국 미주리주 갈레나 소재의 Dynatek사에 의해 6개 위치 심장 밸브 내구성 시험기, 부품 번호 M6가 공급되고 Dynatek Dalta DC 7000 컨트롤러에 의해 구동된다. 이 하이 레이트 피로 시험기는 분 당 약 780 사이클의 통상적인 사이클 레이트를 갖는 밸브 조립체를 통해 유체를 변위시킨다. 시험 중에, 밸브 조립체는 조정된 스트로브 광을 이용하여 시각적으로 검사될 수 있다. 폐쇄 밸브를 가로지르는 압력 강하가 또한 도 11a 및 도 11b에 나타낸 바와 같이 모니터될 수 있다. 도 11a 및 도 11b에는 하이 레이트 피로 시험기가 일관된 압력 파형을 생성하는지를 확인하는 통상적인 데이터 세트가 도시되어 있다.
밸브 조립체는 연속적으로 순환되고 시각적 및 압력 강하 변화를 위해 주기적으로 모니터된다. 대략 2억회 사이클 후에, 밸브 조립체가 하이 레이트 시험기로부터 제거되고 실시간 펄스 듀플리케이터로 복귀된다. 압력 및 유동 데이터가 수집되고 수집된 원래 데이터와 비교된다.
도 12a에는 실시간 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 통상적인 측정 데이터 출력값을 나타내는 스크린샷이 도시되어 있다. 심실 압력, 대동맥 압력 및 유량이 도시되어 있다. 특정한 값에 대한 초기 또는 제로 피로 데이터가 도 12a에 예시적으로 도시되어 있다. 동일한 측정값을 취하고 2억 7백만 사이클 후에 동일한 특정한 값에 대해 데이터가 수집된다. 특정한 값에 대한 2억 7백만 사이클 데이터가 도 12b에 예시적으로 도시되어 있다. 양쪽 측정값 세트를 분 당 5 리터의 유량 및 분 당 70 사이클 레이트로 취했다. 도 12a와 도 12b를 비교하면, 파형들이 실질적으로 유사하고, 약 2억 7백만 사이클 후에 밸브 판엽 성능에 있어서 실질적인 변화를 가리키지 않다는 것이 쉽게 인지된다. 제로 및 2억 7백만 사이클에서 측정된 압력 강하, 유효 오리피스 영역(EOA) 및 역류 분획이 아래의 표 1에 요약되어 있다.
사이클 횟수(백만) 압력 강하(mm Hg) EOA(cm2) 역류 분획(%)
0 5.7 2.78 12.7
207 7.7 2.38 9.6
대체적으로, 본 명세서에 설명된 실시예에 따라 구성된 밸브 판엽은 2억 7백만 사이클 후에 파열부, 홀, 영구 변형 등과 같은 물리적 또는 기계적 열화가 보이지 않는다. 그 결과, 또한 2억 7백만 사이클 후에라도 밸브 판엽의 폐쇄 및 개방 구성에서 관찰 가능한 변화 또는 열화가 존재하지 않는다.
예 2
강성의 금속제 프레임에 결합되는 폴리머 판엽을 갖는 심장 밸브가 이하의 프로세스에 따라 구성된다.
도 14에 도시된 형태를 갖는 PTFE로부터 맨드릴(900)이 기계 가공된다. 맨드릴(900)은 제1 단부(902) 및 대향하는 제2 단부(904)를 갖고, 그 사이에서 종방향으로 연장된다. 맨드릴(900)은 일반적으로 완성 밸브 조립체(도시 생략)의 판엽(도시 생략)을 각각 형성하기 위한 3개(2개가 도시됨)의 대략 아치형 볼록 로브(912)를 갖는 외측면(910)을 구비한다. 외측면(910)은 또한 밸브 프레임 상에 판엽을 형성하기 전에 볼록 로브(912)에 대해 밸브 프레임(도 15의 930)을 위치하기 위한 프레임 안착 영역(920)을 포함한다.
도 15에 도시된 바와 같이, 밸브 프레임(930)이 도 15에 도시된 형태에서 외경이 약 25.4 mm이고 벽 두께가 약 0.5 mm인 316 스테인리스강 튜브의 길이로부터 레이저 절단된다. 도시된 실시예에서, 밸브 프레임(930)은 바닥 단부(932) 및 소기의 완성된 밸브 조립체(도시 생략)에서 판엽의 갯수에 대응하는 복수 개의 축방향으로 연장하는 대체로 첨탑 형태의 포스트(934)에 의해 전체적으로 형성되는 대향 상단부 사이에서 축방향으로 연장된다. 도시된 특정한 실시예에서, 3개의 포스트(934)가 밸브 프레임(930)에 형성된다.
FEP(도시 생략)의 약 4 ㎛ 두께 필름의 2개의 층이 밸브 프레임(930) 둘레에 래핑되고 오븐 내에서 약 30 분 동안 약 270 ℃로 소성된 후에 냉각된다. 결과적인 피복된 밸브 프레임(명확성을 위해, 피복되지 않은 상태로 도시되고 930으로 지시됨)은 도 16에 도시된 바와 같이 맨드릴(900) 상에 슬라이드되어 밸브 프레임(930)과 맨드릴(900) 간의 상보적인 특징부가 함께 포개진다.
이어서, 플루오로폴리머에 흡수되는 ePTFE의 멤브레인층을 갖는 판엽 재료가 준비된다. 보다 구체적으로, ePTFE의 멤브레인층은 미국 특허 제7,306,729호에 설명된 일반적인 교시에 따라 제조된다. ePTFE 멤브레인은 부록에 설명된 방법에 따라 시험된다. ePTFE 멤브레인은 약 0.57 g/m2의 면적 당 질량, 약 90.4%의 기공률, 약 2.5 ㎛의 두께, 약 458 KPa의 기포점, 종방향에서 339 MPa 및 횡방향에서 약 257 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이 멤브레인은 예 1에 설명된 것과 동일한 플루오로엘라스토머에 흡수된다. 플루오로엘라스토머는 약 2.5%의 농도로 미국 미네소타중 세인트 폴 소재의 3M사의 Novec HFE 7500에서 용해된다. 용액은 (폴리프로필렌 릴리스 필름에 의해 지지되는 동안에) ePTFE 멤브레인 상에 메이어 바(mayer bar)를 이용하여 코팅되고 약 145 ℃로 설정된 대류 오븐 내에서 약 30 초 동안 건조된다. 2개의 코팅 단계 후에, ePTFE/플루오로엘라스토머의 결과적인 복합 재료는 약 3.6 g/m2의 면적 당 질량을 갖는다.
이어서, 복합 재료(도시 생략)는 조립된 맨드릴(900) 및 밸브 프레임(930) 둘레에 권취된다. 일 실시예에서, 총 2개 층의 ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재가 사용된다. 맨드릴(900)의 단부를 지나서 연장되는 임의의 여분의 복합 재료가 꼬아 합쳐지고 맨드릴(900)의 단부에 대해 가볍게 프레싱된다.
이어서, 복합 재료가 래핑된 맨드릴이 압력 용기 내에 장착되어, 맨드릴(900)의 베이스 또는 제2 단부(904)의 배기구(906; 도 14)가 대기를 향해 부설된다. 배기구(906)는 제2 단부(904)로부터 맨드릴(900)을 통해 축방향으로 연장되고 맨드릴(900)의 외측면(910)을 통해 연장하는 대체로 직교 방향으로 연장하는 배기구(908)에 연통된다. 요구되는 맨드릴(도시 생략)에 마련될 수 있는 다른 배기구 외에, 배기구(906, 908)는 복합 재료와 맨드릴 사이에 포획된 공기가 몰딩 프로세스 중에 탈기되게 한다.
압력 용기에 약 690 KPa(100 psi)의 질소 압력이 인가되어, ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재를 맨드릴(900) 및 밸브 프레임(930)에 대해 압박한다. 압력 용기 내의 온도가 약 3 시간 후에 약 300 ℃에 도달될 때가지 압력 용기에 열이 인가된다. 히터가 턴오프되고 압력 용기가 하룻밤 동안 실온으로 냉각된다. 이 프로세스는 ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재의 층들을 서로에 대해 그리고 밸브 프레임(930) 상의 FEP 코팅에 대해 열적으로 접합시킨다. 압력이 해제되고 맨드릴이 압력 용기로부터 제거된다.
ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재는 2개의 지점에서, 즉 첫째로 밸브 프레임(930)의 바닥 단부(932)에서, 그리고 둘째로 각 포스트(934)의 중간점 근처에서 대체로 교차하는 원을 따라 밸브 프레임(930)의 상단부 근처에서 원주 방향으로 트리밍 가공된다. 밸브 프레임(930)과 트리밍된 복합 재료로 이루어지는 결과적인 밸브 조립체(940)가 맨드릴로부터 분리되어 슬라이딩된다. 도 17에 도시된 바와 같이, 몰딩된 밸브 조립체(940)는 밸브 프레임(930) 및 트리밍된 복합 재료로부터 형성된 복수 개의 판엽(950)을 포함한다. 일 실시예에서, 밸브 조립체(940)는 3개의 판엽을 포함한다. 다른 실시예에서, 밸브 조립체(940)의 각 판엽(950)의 두께는 대략 40 ㎛이다.
밸브의 개방 정도를 제어하는 데에 일조하기 위하여, 각 포스트 둘레의 인접한 판엽이 함께 접합된다. 도 18에 도시된 바와 같이, 인접한 판엽(950a, 950b)은 포스트(934) 둘레에서 래핑되고 함께 접합되어 시임(954)을 형성한다. 시임(954)은 포스트(934)로부터 적어도 약 2 mm까지 연장하는 깊이(956)를 갖는다. 인접한 판엽(950a, 950b) 간의 접합을 지지하기 위하여, 인접한 판엽(950a, 950b)의 내측면에 부착 부재(952)가 확고하게 고정됨으로써, 인접한 판엽(950a, 950b) 사이에 시임(954)을 연결한다. 도 18에 도시된 바와 같이, 부착 부재(952)는 대체로 직사각형이다. 그러나, 부착 부재에 대해 다른 형상이 사용될 수 있다는 것이 인지된다. 부착 부재(952)는 판엽(950)을 형성하도록 사용되는 복합 재료와 동일한 타입으로 형성된다. 부착 부재(952)는 이미 설명된 플루오로엘라스토머 용액을 이용하여 인접한 판엽(950a, 950b)의 내측면에 확고하게 고정된다. 이들 단계는 밸브 조립체의 다른 쌍의 인접한 판엽을 위해 반복된다.
이 예에서 밸브 판엽의 성능 및 내구성은 예 1에서 설명된 바와 동일한 방식으로 분석된다. 밸브 조립체는 밸브를 가로질러 측정된 통상적인 해부학적 압력 및 유동이 특정한 밸브 조립체에 대해 초기 또는 "제로 피로" 데이터 세트를 발생시키는 예 1에서 설명된 바와 동일한 실시간 펄스 듀플리케이터에서 초기에 특정된다. 이어서, 밸브는 예 1에서와 같이 가속 시험을 받는다. 약 7천 9백만 사이클 후에, 밸브는 하이 레이트 피로 시험기로부터 제거되고 유체 역학적 성능이 다시 예 1에서와 같이 특정된다. 밸브는 약 1억 9천 8백만 사이클에서 최종적으로 제거된다. 약 7천 9백만 사이클 및 약 1억 9천 8백만 사이클에서 측정된 압력 강하, EOA 및 역류 분획이 아래의 표 2에 요약되어 있다.
도 13a 및 도 13b는 유사한 값에 대한 유사한 결과를 나타낸다. 도 13a는 약 7천 9백만 사이클 후에 취한 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 측정된 데이터 출력값의 그래프이다. 동일한 측정값이 약 1억 9천 8백만 사이클 후에 동일한 밸브에 대해 취해지고, 그 그래프는 도 13b에 예시적으로 도시되어 있다. 양 측정값 세트는 분 당 약 4 리터의 유량과 분 당 약 70 사이클의 레이트에서 취하였다. 도 13a와 도 13b를 비교하면, 파형들이 상당히 유사하고, 약 1억 9천 8백만 사이클 후에 밸브 판엽 성능에서 실질적인 변화가 없다는 것을 나타낸다는 것이 다시 인지된다. 0, 약 7천 9백만, 및 약 1억 9천 8백만 사이클에서 측정된 압력 강하, 유효 오리피스 영역(EOA) 및 역류 분획이 아래의 표 2에 요약되어 있다. 이들 데이터는 약 1억 9천 8백만 후에 밸브 판엽 성능에 있어서 실질적인 변화가 없다는 것을 가리킨다.
사이클 횟수(백만) 압력 강하(mm Hg) EOA(cm2) 역류 분획(%)
0 6.8 2.56 7.8
79 5.4 2.58 10.25
198 4.4 2.60 10.1
예 3
강성의 금속제 프레임에 결합되는 폴리머 판엽을 갖는 심장 밸브가 이하의 프로세스에 따라 구성된다.
밸브 지지 구조체 또는 프레임(960)이 도 19에 도시된 형태에서 외경이 약 25.4 mm이고 벽 두께가 약 0.5 mm인 316 스테인리스강 튜브의 길이로부터 레이저 절단된다. 도시된 실시예에서, 프레임(960)은 바닥 단부(962) 및 소기의 완성된 밸브 조립체(도시 생략)에서 판엽의 갯수에 대응하는 복수 개의 축방향으로 연장하는 대체로 첨탑 형태의 포스트(964)에 의해 전체적으로 형성되는 대향 상단부 사이에서 축방향으로 연장된다. 인접한 포스트(964) 사이에서 포물선 형태의 상부 에지(968)가 연장된다. 도시된 특정한 실시예에서, 3개의 포스트(964)와 3개의 상부 에지(968)가 프레임(960)의 상단부를 형성한다. 판엽 재료와 접촉하는 프레임의 코너는 회전식 샌더를 이용하여 라운딩 가공되고 손으로 폴리싱된다. 프레임은 물로 세척된 후에, 미국 캘리포니아주 엘 세군도 소재의 Tri-Star Technologies사의 PT 2000P 플라즈마 처리 시스템을 이용하여 플라즈마 세정된다.
일 실시예에서, 프레임의 적어도 일부와 판엽의 적어도 일부 사이에 쿠션 부재가 제공되어 프레임과 판엽 간에 직접적인 접촉에 관한 응력을 최소화시킨다. ePTFE와 실리콘의 복합 섬유는 먼저 ePTFE 멤브레인에 실리콘 MED-6215(미국 캘리포니아주 카핀테리아 소재의 Nusil사)을 흡수하고, 약 25 mm의 폭으로 슬리팅한 다음, 실질적으로 둥근 섬유로 롤링함으로써 생성된다. 이 섬유에 사용된 ePTFE는 부록에 설명된 방법에 따라 시험된다. ePTFE 멤브레인은 약 217 KPa의 기포점, 약 10 ㎛의 두께, 약 5.2 g/m2의 면적 당 질량, 약 78%의 기공률, 약 96 MPa의 일 방향에서의 매트릭스 인장 강도, 및 직교 방향에서의 약 55 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 복합 섬유(966)는 도 20에 도시된 바와 같이 프레임(960)의 포스트(964) 각각 둘레에서 래핑된다.
맨드릴(970)은 도 21에 도시된 형태로 스테레오리소그래피를 이용하여 형성된다. 맨드릴(970)은 제1 단부(972) 및 대향하는 제2 단부(974)를 갖고, 그들 사이에서 종방향으로 연장된다. 맨드릴(970)은 일반적으로 완성 밸브 조립체(도시 생략)의 판엽(도시 생략)을 각각 형성하기 위한 3개(2개가 도시됨)의 대략 아치형 볼록 로브(982)를 갖는 외측면(980)을 구비한다. 외측면(980)은 또한 밸브 프레임 상에 밸브 판엽을 형성하기 전에 볼록 로브(982)에 대해 밸브 프레임(도 19의 960)을 위치하기 위한 프레임 안착 영역(984)을 포함한다.
이어서, 맨드릴(970)은 PTFE 몰드 이형제가 스프레이 코팅된다. 이 예에서 이미 설명된 ePTFE 멤브레인의 4개의 층이 맨드릴 둘레에 래핑된다. MED-6215는 ePTFE 상에 와이핑되고 ePTFE의 기공 내로 습윤되어 기공을 실질적으로 충전하도록 되어 있다. 도 22에 도시된 바와 같이, 여분의 MED-6215가 제거되고 복합 섬유(966)가 래핑된 포스트(964)를 갖는 프레임(960)이 프레임 안착 영역(984)을 따라 맨드릴(970) 상에 위치된다. 미국 캘리포니아주 카핀테리아 소재의 NuSil사의 실리콘 MED-4720이 프레임(960)의 상부 에지(968)를 따라 그리고 프레임(960)의 포스트(964)를 따라 배치되어 판엽(도시 생략) 내에 스트레인 릴리프를 생성한다. 8개의 추가 층의 ePTFE가 프레임(960) 및 맨드릴(970) 둘레에 래핑된다. 추가의 MED-6215가 ePTFE 상에 와이핑되고 ePTFE의 기공 내로 습윤되어 기공을 실질적으로 충전하도록 되어 있다. 다른 8개 층의 ePTFE가 프레임(960)과 맨드릴(970) 둘레에 래핑된다. 이들 층은 몰딩 프로세스 중에 임의의 여분의 실리콘을 흡수하도록 압지를 형성하고 실리콘이 경화된 후에 제거된다.
맨드릴 표면의 역 형태와 정확하게 일치하는 한 표면을 갖도록 몰딩된 실리콘 고무 폼(도시 생략)이 3개의 판엽 형성 특징부 각각을 위해 미리 제조된다. 이들 폼에는 PTFE 몰드 릴리스가 스프레이 코팅된 다음, 맨드릴의 일치하는 특징부에 합치된다. ePTFE 섬유(도시 생략)의 대략 50개의 랩이 실리콘 폼 둘레에 권취되어 대체로 반경 방향 압력을 맨드릴에 대항하여 밸브에 인가한다.
이어서, 이 조립체는 실리콘을 경화하도록 약 1 시간 동안 약 100 ℃로 오븐 내에 배치된다. 냉각 후에, 섬유 및 실리콘 폼이 제거되고, 압지 ePTFE의 8개 층이 박리되고 폐기되어, 결과적인 밸브(도시 생략)가 맨드릴로부터 슬라이딩된다. 포스트는 와이어 커터를 이용하여 트리밍 가공되고 판엽 재료의 여분의 길이 및 프레임의 베이스에서의 재료의 여분의 길이가 가위를 이용하여 주의깊게 트리밍되어 완성된 밸브 조립체를 형성하는데, 이는 도 23에 도시되고 대체로 990으로 지시된다. 따라서, 일 실시예에서, 프레임 또는 지지 구조체(960); 지지 구조체(960) 상에 지지되고 밸브 조립체(990)을 통한 혈류를 조절하도록 개방 위치와 폐쇄 위치 간에 이동될 수 있는 복수 개의 판엽(992); 및 지지 구조체(960)의 적어도 일부와 각 판엽(992)의 적어도 일부 사이에 배치되어 지지 구조체에 대한 판엽의 연결 및/또는 근접으로 인한 판엽의 응력을 최소화시키는 복합 섬유(966) 래핑된 포스트(964)를 갖는 밸브 조립체(990)가 형성된다. 다른 실시예에서, 전술한 바와 같이 복수 개의 기공을 갖는 적어도 하나의 플루오로폴리머 층과 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 갖는 복합 재료로부터 쿠션 부재가 형성된다.
도면에 구체적으로 도시된 것과 다른 지지 구조체가 사용될 수 있다는 것이 인지된다. 또한, 쿠션 부재는 지지 구조체에 대한 판엽의 연결 및/또는 근접으로 인한 판엽의 응력을 최소화하도록 필요에 따라 지지 구조체를 따라 어디든지 사용될 수 있다. 예컨대, 쿠션 부재(들)는 포물선 형태의 상부 에지를 따라 지지 구조체에 연결될 수 있다.
또한, 쿠션 부재는 시트로서 형성되고 지지 구조체를 따라 원하는 지점 둘레에 래핑되거나, 다양한 단면 형태 및 크기의 섬유로부터 형성될 수 있다는 것이 인지된다.
또한, 쿠션 부재는 튜브로서 형성되고 지지 구조체의 단부 위에서 슬라이딩되거나, 종방향으로 슬리팅되고 지지 구조체를 따라 원하는 지점 둘레에 위치될 수 있다는 것이 인지된다.
완성된 밸브 조립체의 판엽이 측정되고 약 120 ㎛의 각 판엽의 중앙에서의 평균 두께를 갖도록 결정된다.
이어서, 밸브 조립체는 유동 성능에 대해 특정되고 예 1에서와 같이 가속 시험을 받는다. 약 5천만 사이클의 각 블록 후에, 밸브 조립체는 하이 레이트 피로 시험기로부터 제거되고 유체 역학적 성능이 다시 예 1에서와 같이 특정된다. 밸브 조립체는 최종적으로 약 1억 5천만 사이클에서 제거되고 성능이 허용 가능하고 홀 형성이 없는 것으로 증명되었다.
비교예 A
엘라스토머가 통합되지 않는 것을 제외하고 예 1의 방식으로 6개의 밸브가 구성되었다. ePTFE 재료는 예 1에서 설명된 것과 동일하지만, 플루오로엘라스토머 코폴리머가 흡수되지 않고 대신에 열가소성 접착제의 역할을 하는 FEP 코폴리머의 불연속 층이 코팅된다. 밸브는 각 판엽이 3층의 멤브레인을 포함하는 예 1에서와 같이 구성되어 최종 판엽의 평균 두께는 약 20 ㎛이다. 유체 역학적 특정화 후에, 밸브는 예 1에서 설명된 Dynatek 가속 시험기에 장착된다. 약 4천만 사이클 정도에서, 판엽에 에지 층간 분리 및 홀 형성이 관찰되어 시험이 중지되었다.
비교예 B
예 1의 방식으로 2개의 밸브가 구성되었지만 실시예의 엘라스토머부를 통합하지 않았다. 채용된 재료는 아래와 유사한 특성을 갖는 ePTFE 멤브레인이었다: 약 2.43 g/m2의 면적 당 질량, 약 88%의 기공률, 약 4.8 KPa의 IBP, 약 13.8 ㎛의 두께, 약 662 MPa의 일 방향에서 매트릭스 인장 강도, 및 직교 방향에서 약 1.2 MPa의 매트릭스 인장 강도. ePTFE 멤브레인은 부록에 설명되는 방법에 따라 시험되었다. 멤브레인의 10개 층이 스택 상에 교호 방향으로 배치된 다음, 예 1에 설명된 바와 같이 툴링 상에 배치된다. 이어서, 툴링은 대류 공기 오븐 내에서 약 25 분 동안 약 350 ℃에 노출되고, 제거되어 수조에서 냉각된다. 이어서, 스텐트 프레임 내에 3개의 툴링이 삽입되고 예 1에서와 같이 FEP를 갖는 밸브 조립체에 판엽이 접합된다.
각 밸브는 전술한 바와 같이 실시간 심장 유동 펄스 듀플리케이터 시스템을 이용하여 하이 레이트 피로 시험을 받는다. 한 밸브 상에서 약 3천만 사이클 및 다른 밸브에서 약 4천만 사이클 후에, 경화 및 변형을 비롯한 시각적 열화가 관찰되었고 성능에 있어서 측정 가능한 감속가 보고되었다. 성능에 있어서 시각적 및 측정 가능한 열화 외에, 아래의 표 3은 약 4천만 사이클 후에 측정된 압력 강하, 유효 오리피스 면적(EOA), 및 역류 분획을 요약한다.
사이클의 횟수(백만) 압력 강하(mm Hg) EOA(cm2) 역류 분획(%)
0 3.9 3.11 8.1
40×106 6.5 2.85 14.1
이하의 비제한적인 예의 재료 특성이 개별적인 설명을 참조하도록 도 43의 표 4에 제공되는데, 이전의 예시적인 실시예와 동일한 부품은 동일한 프라임 번호로 열거된다.
예 4a
예시적인 실시예에서, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인와 엘라스토머 재료를 갖는 복합 재료로부터 형성되고 반강성의 비접힘식 금속제 프레임에 결합되는 폴리머 판엽을 갖고 스트레인 릴리프와 재봉 링을 추가로 갖는 심장 밸브가 이하의 프로세스에 따라 구성되었다:
밸브 프레임은 도 24에서 예시적으로 도시되고 전체적으로 1000으로 지시되는 형태에서 26.0 mm의 외경과 0.6 mm의 벽 두께를 갖도록 하드 템퍼링된 MP35N 코발트 크롬 튜브의 길이로부터 레이저 기계 가공된다. 프레임(1000)은 전기 폴리싱되어 각 표면으로부터 0.0127 mm의 재료를 제거하고 에지를 둥근 상태로 남겨둔다. 프레임(1000)은 표면 조면화 단계에 노출되어 피로 내구성 성능을 열화시키는 일 없이 프레임(1000)에 대한 판엽의 점착을 개선시킨다. 프레임(1000)은 대략 5분 동안 아세톤의 초음파욕 내에 침지에 의해 세정된다. 이어서, 전체 금속 프레임 표면이 당업자에게 일반적으로 공지된 방법을 이용하여 플라즈마 처리를 받는다. 이 처리는 또한 플루오르화 에틸렌 프로필렌(FEP) 접착제의 습윤을 개선시키는 역할을 한다.
이어서, FEP 분말(뉴욕주 오랜지버그 소재의 Daikin America사)이 프레임에 도포된다. 보다 구체적으로, FEP 분말은 표준 부엌형 혼합기와 같은 밀폐형 혼합 장치 내에 공기중 "구름"을 형성하도록 교반되고, 프레임이 구름 내에 현수된다. 프레임은 균일한 분말층이 프레임의 전체 표면에 점착될 때까지 FEP 분말 구름에 노출된다. 이어서, 프레임은 320 ℃로 설정된 가압 공기 오븐 내에 프레임을 3분 동안 배치함으로써 열처리를 받는다. 이는 분말이 용융되어 전체 프레임 위에 얇은 코팅으로서 점착되게 한다. 프레임은 오븐으로부터 제거되고 실온으로 냉각하도록 놓아둔다.
스트레인 릴리프와 재봉 링이 이하의 방식으로 프레임에 부착된다. 23 mm 직경의 원통형 맨드릴에 Kapton®(독일 윌믹톤 소재의 El Dupont de Nemours사) 폴리이미드 필름의 단일층이 래핑되고 오버래핑 시임의 길이 위에 Kapton® 테이프의 접착제 스트립에 의해 적소에 유지된다. 예 1에 설명된 바와 같이 플루오로엘라스토머의 25.4 ㎛ 두께의 층에 적층되는 ePTFE 멤브레인으로 이루어지는 2층 라미네이트의 하나의 랩이 시임에서 실질적으로 오버랩이 없는 상태에서 Kapton® 피복된 맨드릴의 축선과 대체로 평행한 방향을 따라 정렬되는 고강도의 멤브레인에 래칭된다. 프레임은 래핑된 맨드릴 위에서 동축으로 정렬된다. 2층 라미네이트의 추가 랩이 단일의 내측 랩의 시임으로부터 180°배향된 시임을 갖는 전체 프레임을 봉입하는 맨드릴 상에 래핑된다. 4층 라미네이트가 내부에 봉입된 프레임의 베이스로부터 약 135 mm 단부 절단된다. 4층 라미네이트는 맨드릴의 135 mm 길이가 프레임의 베이스에 인접한 대략 3 mm 외경 링을 형성할 때까지 프레임의 베이스를 향해 축방향으로 수동 롤링된다. 4층 라미네이트가 프레임의 상부로부터 대략 20 mm 단부 절단되고 조립체는 폴리이미드가 흡수된 ePTFE 멤브레인의 2개의 희생층, 소결되지 않은 ePTFE 멤브레인의 4층, 및 ePTFE 섬유의 대략 1백개의 랩을 갖도록 나선형으로 압축 래핑된다. 전체 조립체는 280 ℃로 설정된 가압 공기 오븐 내에 5 분 동안 배치함으로써 열처리를 받고 오븐으로부터의 제거 시에 즉각적인 수냉에 의해 실온으로 복귀된다. 희생층이 제거되고 프레임의 상단부에서의 4층 라미네이트가 트리밍 가공되어 약 2 mm 길이가 프레임의 상부의 주연부를 지나서 연장되게 한다. 이어서, 맨드릴 및 켑톤이 프레임의 내부로부터 제거되어, 프레임(1000)이 내부에 적층된 상태에서 스트레인 릴리프(1012)와 재봉 링(1014)을 갖는, 도 25에 전체적으로 1010으로 지시된 프레임 조립체를 생성한다.
도 5a에 예시적으로 도시되고 50으로 지시된 단일 암형 몰드 또는 베이스 툴에 대체로 3중 판엽의 형태를 형성하는 오목 공동(502, 504, 506)이 마련된다. 3개의 수형 몰드 또는 판엽 툴(100)에 베이스 툴의 오목 공동과 형상 및 윤곽이 대응하는 단부면(103)이 마련된다. 판엽 툴은 서로 피봇식으로 연결되고, 이는 도 5a의 3중 판엽 조립체(400)에 도시된 바와 같이 상대적 축방향 및 회전 간격을 유지하는 데에 일조한다. 베이스 및 판엽 툴에는 단일층의 소결되지 않은 ePTFE 멤브레인이 래핑되어 쿠션층을 형성하고, 일 측면에 FEP를 갖는 실질적으로 비다공질 ePTFE 멤브레인의 단일층이 사용되어 솔더링 인두를 이용하여 멤브레인들을 함께 그리고 맨드릴 상에 점착시킨다. 희생층은 베이스와 판엽 툴 간의 모든 정합면이 함께 압축될 때에 쿠션층을 갖고, 판엽 재료가 툴에 점착하는 것을 방지하는 릴리스층으로서 추가 기능이 있는 것을 보장한다. 베이스와 판엽 툴은 초기에 결합되어 도 5b에 도시된 바와 같이 단일의 원통형 구조체 또는 결합된 툴 조립체를 생성함으로써 아래에서 상세하게 논의되는 바와 같이 테이프 래핑 프로세스를 통해 스트레인 릴리프 및 재봉 링 구성요소를 갖는 프레임에 대한 부착 및 판엽 구성을 용이하게 한다.
이어서, 판엽 재료가 준비된다. ePTFE의 멤브레인이 미국 특허 제7,306,729호에 설명된 일반적인 교시에 따라 제조된다. ePTFE 멤브레인은 1.15 g/m2의 면적 당 질량, 79.7 MPa의 기포점, 약 1016 nm의 두께, 종방향에서 410.9 MPa의 매트릭스 인장 강도 및 횡방향에서 315.4 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이 멤브레인에는 예 1에서 전술한 바와 같이 플루오로엘라스토머가 흡수된다. 플루오로엘라스토머는 2.5% 농도로 Novec HFE 7500(미네소타주 세인트 폴 소재의 3M사)에 용해된다. 용액은 (폴리프로필렌 릴리스 필름에 의해 지지되는 동안에) ePTFE 멤브레인 상에 메이어 바(mayer bar)를 이용하여 코팅되고 약 145 ℃로 설정된 대류 오븐 내에서 약 30 초 동안 건조된다. 2개의 코팅 단계 후에, 최종적인 ePTFE/플루오로엘라스토머 또는 복합재는 약 4.08 g/m2의 면적 당 질량, 28.22 중량%의 플루오로폴리머, 15.9 KPa의 돔 파열 강도, 및 1.93 ㎛의 두께를 갖는다.
3층의 판엽 또는 복합 재료가 결합된 툴 조립체 둘레에 권취되는데, 복합재의 엘라스토머 농후측은 툴의 반대쪽을 향한다. 예시적인 실시예에서, 복합 재료는 결합된 툴 조립체의 종축과 대체로 평행한 방향을 따라 예정된 매트릭스 인장 강도를 갖도록 배향된다. 보다 구체적으로, 예정된 매트릭스 인장 강도는 약 410 MPa이다.
도 26a 및 도 26b를 참조하면, 프레임 조립체(1010)는 복합 재료의 3개의 내측 랩 위에서 대체로 1020으로 지시되는 결합된 툴 조립체 상에서 동축으로 위치된다. 프레임 조립체(1010)는 또한 도 26a에 도시된 바와 같이 베이스 툴(500')의 특징부와 일치하도록 회전식으로 정렬된다. 23개의 추가 층의 복합 재료가 결합된 툴 조립체(1020) 둘레에 래핑되는데, 각 층의 엘라스토머 농후측은 전술한 3개 층의 복합 재료에 의해 이미 래핑된 툴을 향한다. 예시적인 실시예에서, 복합 재료의 추가 층은 각각 결합된 툴 조립체의 종축과 대체로 평행한 방향을 따라 예정된 매트릭스 인장 강도를 갖도록 배향된다. 일 실시예에서, 예정된 매트릭스 인장 강도는 약 410 MPa이다. 이어서, 판엽 툴(100')은 26개 층의 복합 라미네이트 튜브 아래로부터 제거된다.
다음에, 각각의 판엽 툴(100')은 이전 단계로부터의 복합 라미네이트 튜브(1015)가 판엽 툴(100')들 사이에 위치되게 하도록 도 26b에 도시된 바와 같이 각각의 단부 피봇 둘레에서 회전 가능하게 이동된다. 판엽 툴 조립체는 베이스 툴(500')에 동축으로 정렬되고 판엽 툴(100')이 서로를 향해 내측으로 회전되어 26개 층의 복합 라미네이트 튜브를 베이스 툴(500')의 암형 3중 판엽 몰드 표면 구성 상에 압축시킨다. 판엽과 베이스 툴, 복합 라미네이트, 스트레인 릴리프, 프레임 및 재봉 링을 포함하는 결합된 툴 조립체가 고정구의 고정부 및 병진부 사이에 장착된다. 반경 방향 및 축방향 압축은 판엽(100')을 반경 방향으로 클램핑하는 동시에 고정구의 병진 단부에 축방향 하중을 가함으로써 인가된다.
이어서, 결합된 툴 조립체에는 폴리이미드, 4층의 소결되지 않은 ePTFE 멤브레인, 및 ePTFE 섬유의 대략적으로 1백개 랩이 흡수된 유연한 ePTFE 멤브레인의 2개의 희생층이 나선형으로 압축 래핑된다. 전체 조립체가 선반으로부터 제거되고 클램핑 고정구에 배치되어 축방향 압축을 유지하며, 약 280 ℃로 설정된 가압 공기 오븐 내에 약 30 분 동안 배치함으로써 열처리를 받는다. 조립체는 오븐으로부터 제거되고 즉각적인 수냉을 통해 실온으로 복귀된다. 희생층, 판엽 및 베이스 툴이 제거되어 폐쇄된 3차원 형태로 충분히 점착된 밸브를 남겨 둔다.
여분의 판엽 재료는 프레임 포스트의 상부로부터 각 파녑의 공통적인 3중점까지 가위에 의해 트리밍 가공되어 도 27에 도시된 바와 같이 3개의 이음매 또는 접합면을 생성한다. 판엽은 ePTFE 맨드릴이 10 mm로부터 25 mm까지 테이퍼된 상태로 개방된다. 프레임(1000)의 베이스에서 환형 재봉 링(1014)은 도 28 및 도 29에 예시된 바와 같이 고정구의 대응하는 절반부(1030a, 1030b) 사이에 프레임 조립체(1010)를 배치하고, 조립체를 코네티컷주 댄버리 소재의 Branson ultrasonics사에 의해 제조되는 모델 #8400 초음파 압축 용접기 등의 초음파 압축 용접기(도시 생략)에 조립체를 배치함으로써 플랜지로 몰딩된다. 조립체에는 약 0.8초의 용접 시간, 약 3.0초의 유지 시간, 및 약 0.35 MPa의 공압이 인가된다. 초음파 용접 프로세스는 33 mm의 외경을 갖는 대략 2 mm의 재봉 링 플랜지 두께를 생성하도록 2회 수행된다. 최종 밸브 조립체가 도 30에 예시적으로 도시되고 전체적으로 1100으로 지시되어 있다.
최종 판엽은 50.3 ㎛의 두께를 갖는 28.22 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 26층의 복합재와 1.93 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
결과적인 밸브 조립체(1100)는 복수 개의 기공을 갖는 1개보다 많은 플루오로폴리머 층과, 1개 많은 플루오로폴리머 층의 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 갖는 복합 재료로 형성된 판엽(1102)을 포함한다. 각 판엽(1102)은 혈액이 밸브 조립체를 통해 유동하는 것이 방지되는 도 30a에 예시적으로 도시된 폐쇄 위치와, 혈액이 밸브 조립체를 통해 유동하게 되는 도 30b에 예시적으로 도시된 개방 위치 간에 이동될 수 있다. 따라서, 밸브 조립체(1100)의 판엽(1102)은 인간 환자의 혈류 방향을 대체로 조절하도록 폐쇄 위치와 개방 위치 간에 순환한다.
유체 역학적 성능은 가속 마모 시험 전에 측정된다. 성능값은, EOA = 1.88 cm2이고 역류 분획 = 10.86%이다. 1억에 가까운 사이클 횟수 내의 내구성 시험 중에 관찰 가능한 손상이 보고되지 않았다.
예 4b
예시적인 실시예에서, 심장 밸브는 예 4a에서 전술한 바와 같이 밸브 프레임, 스트레인 릴리프, 재봉 링, 및 제1의 3층의 복합 재료를 갖도록 구성되고, 코팅 단계 후에 11.80 g/m2의 면적 당 질량, 9.74 중량%의 플루오로폴리머, 17.3 KPa의 돔 파열 강도, 및 5.78 ㎛의 두께를 갖는 최종 복합재를 포함하는 판엽 재료를 사용한다.
6개 추가 층의 복합 재료가 예 4a에 설명되는 바와 같은 멤브레인 배향을 갖는 도 26a의 결합 몰드 둘레에 래핑된다.
조립체는 예 4a에 설명된 바와 같이 몰딩되고, 열처리되며, 트리밍 가공된다.
최종 판엽은 52.0 ㎛의 두께를 갖는 9.74 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 9층의 복합 재료와 5.78 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
유체 역학적 성능은 가속 마모 시험 전에 측정된다. 성능값은 EOA = 2.05 cm2이고 역류 분획 = 11.71%이다. 관찰 가능한 손상이 약 6백만 사이클에서 내구성 시험 중에 프레임 분리로서 보고되었다.
예 4c
예시적인 실시예에서, 심장 밸브는 예 4a에서 전술한 바와 같이 레이저 기계 가공되고 FEP가 코팅된 밸브 프레임을 작도록 구성되고, 프레임과 판엽 간의 직접적인 접촉에 관한 응력을 최소화시키도록 판엽 구역에 인접한 프레임의 주연부에 부착되는 쿠션 부재를 더 포함한다.
0.5 mm 두께의 ePTFE 섬유가 랩들 간의 공간을 제거하는 피치를 갖는 1.143 mm 맨드릴 상에 나선형으로 래핑된다. 2층의 2.54 ㎛ FEP 필름이 ePTFE 섬유 코일 위에 래핑되고 이어서 320 ℃로 설정된 가압 공기 오븐 내에 대략 3 분 동안 배치함으로써 열처리를 받는다. 재료는 다시 실온에서 냉각하는 공기를 통해 실온으로 된다. 맨드릴로부터 일단 제거되면 ePTFE 섬유는 연속적인 코일 튜브를 형성한다. 코일 튜브는 3개의 125 mm 길이로 절단되고 축방향으로 슬리팅되어 코일 튜브로서 오직 5 mm를 원래대로 남겨둔다. 각 3개의 길이가 FEP 코팅된 프레임 상에 슬라이딩되어 도 31에 도시된 바와 같이 프레임(1000')과 판엽(도시 생략) 사이에 직접적인 접촉에 관한 응력을 최소화하도록 쿠션 부재(1030)가 부착된 프레임(1000')을 형성한다.
예 4a에서 설명된 바와 같이 밸브 프레임, 스트레인 릴리프, 재봉 링, 판엽 재료, 및 복합 재료의 제1 층이 준비되어 쿠션 부재와 프레임을 봉입한다. 판엽 재료는 코팅 단계 후에 최종 복합재가 25.48 g/m2의 면적 당 질량, 8.91 중량%의 플루오로폴리머, 31.7 KPa의 돔 파열 강도, 및 13.08 ㎛의 두께를 갖도록 준비된다.
3개의 추가 층의 복합 재료가 예 4a에서 설명된 바와 같이 멤브레인 배향을 갖는 결합된 몰드 둘레에 래핑된다.
조립체는 예 4a에서 설명된 바와 같이 쿠션 부재를 갖도록 몰딩되고, 열처리되며, 트리밍 가공되어 프레임(1000')과 쿠션 부재(1030)가 부착된 최종 밸브 조립체(1100')를 형성하여 도 32에 도시된 바와 같이 프레임(1000')과 판엽(1102') 간의 직접적인 접촉에 관한 응력을 최소화시킨다.
최종 판엽은 52.3 ㎛의 두께를 갖는 8.91 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 4층의 복합재와 13.08 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
가속 마모 시험 전에 유체 역학적 성능이 측정되지 않았다. 약 1천 2백 4십만 사이클에서 내구성 시험 중에 판엽에서의 홀 형성으로서 보고되었다.
예 5
예시적인 실시예에서, 도 4a에서 설명된 바와 같이 밸브 프레임, 스트레인 릴리프, 재봉 링, 판엽 재료, 및 제1의 3층의 복합 재료를 갖고, 바로 아래에 설명되는 최종 판엽을 더 갖는 심장 밸브가 구성된다.
15개의 추가 층의 복합 재료가 도 4a에 설명된 바와 같이 결합된 몰드 둘레에 래핑되고 멤브레인 배향을 갖는다.
조립체는 도 4a에 설명된 바와 같이 몰딩되고, 열처리되며, 트리밍 가공된다.
최종 판엽은 98.3 ㎛의 두께를 갖는 9.74 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 18층의 복합재와 5.46 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
유체 역학적 성능은 가속 마모 시험 전에 측정된다. 성능값은 EOA = 1.73 m2이고 역류 분획 = 11.71 %이다. 약 1억 사이클에서 내구성 시험 중에 관찰 가능한 손상이 프레임 부착 및 판엽 층간 분리로서 보고되었다.
예 6
예시적인 실시예에서, 도 4c에서 설명된 바와 같이 밸브 프레임, 쿠션층, 스트레인 릴리프, 및 재봉 링을 갖고, 바로 아래에 설명되는 최종 판엽을 더 갖는 심장 밸브가 구성된다.
이어서, 판엽 재료가 준비된다. ePTFE 멤브레인은 0.31 g/m2의 면적 당 질량, 0.11 MPa의 기포점, 약 127 nm의 두께, 종방향에서 442.0 MPa 및 횡방향에서 560.0 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이 멤브레인에는 도 4a에서 설명된 바와 같이 플루오로엘라스토머가 흡수된다. 코팅 단계 후에, 최종 ePTFE/플루오로엘라스토머 또는 복합재는 1.04 g/m2의 면적 당 질량, 29.9 중량%의 플루오로폴리머, 9.9 KPa의 돔 파열 강도, 및 0.52 ㎛의 두께를 갖는다.
도 4a에서 설명된 바와 같이 442 MPa의 매트릭스 인장 강도가 축방향으로 배향되고 멤브레인의 엘라스토머 농후측이 몰드를 향하도록 배향된 멤브레인을 갖는 결합된 몰드 둘레에 95층의 복합재가 래핑된다.
조립체는 예 4a에서 설명된 바와 같이 몰딩되고, 열처리되며, 트리밍 가공된다.
최종 판엽은 49.7 ㎛의 두께를 갖는 29.00 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 95층의 복합재와 0.52 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
유체 역학적 성능은 가속 마모 시험 전에 측정된다. 성능값은 EOA = 2.19 cm2이고 역류 분획 = 9.7%이다. 내구성 시험 중에 관찰 가능한 손상은 보고되지 않았다.
예 7
다른 예시적인 실시예에서, 폴리머 판엽을 갖는 심장 밸브가 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인과 엘라스토머 재료를 갖는 복합 재료로 형성되고, 금속제의 풍선 팽창 가능한 스텐트 프레임에 결합되어, 이하의 프로세스에 따라 구성된다.
금속제 풍선 팽창 가능한 스텐트 프레임은 26.00 mm의 외경과 0.60 mm의 벽 두께를 갖는 MP35N 합금 어닐링된 튜브의 길이로부터 레이저 기계 가공된다. 도 6a의 평탄한 평면도에 예시되고 전체적으로 600으로 지시된 바와 같이, 패턴이 튜브로 절단되어 원통형으로 절단된 스텐트 프레임을 형성하고 본 명세서에서 지지 구조체로서 지칭된다. 지지 구조체(600)는 복수 개의 작은 폐쇄 셀(602), 복수 개의 큰 폐쇄 셀(604), 및 복수 개의 판엽 폐쇄 셀(606)을 포함한다. 복수 개의 판엽 폐쇄 셀(606) 중 하나가 평탄한 평면도로 인해 도 6a에서 개방 셀로서 보인다는 것을 유념해야 한다. 셀(602, 604, 606)은 지지 구조체(600)의 환형 형태를 형성하는 열을 따라 전체적으로 배치된다.
금속제 프레임의 표면은 예 4a에 설명된 바와 같이 준비된다.
ePTFE 라미네이트는 도 4c와 유사한 방식으로 스트레인 릴리프를 갖는 프레임에 부착된다. 24 mm 직경의 원통형 맨드릴에 Kapton® 폴리이미드 필름(DuPont)의 단일층이 래핑되고 오버래핑 시임의 길이에 걸쳐서 Kapton® 테이프의 접착제 스트립에 의해 적소에 유지된다. 외측면 또는 측면을 따라 배치되는 FEP의 층을 갖는 2층의 실질적으로 비다공질 ePTFE에 맨드릴 표면의 반대쪽에 있는 FEP가 래핑되고, 2층의 FEP(3.6 ㎛ 두께)가 그 위에 래핑된다. 금속제의 풍선 팽창 가능한 스텐트 프레임은 래핑된 맨드릴 위에서 동축으로 정렬된다. 추가 2층의 FEP가 스텐트와 스트레인 릴리프를 봉입하는 맨드릴 상의 스텐트 위에 래핑된다. 2층의 실질적으로 다공질 ePTFE가 FEP 위에 래핑되고, 그 후에 추가 3층의 FEP가 ePTFE 위에 래핑된다. 전체 조립체는 375 ℃로 설정된 가압 공기 오븐 내에 24 시간 동안 배치함으로써 열처리를 받고 오븐으로부터 제거 시에 즉각적인 수냉에 의해 실온으로 복귀된다. 라미네이트는 도 33b에 도시된 바와 같이 판엽 부착을 위해 3개의 윈도우를 노출시키도록 프레임의 구역으로부터 트리밍 가공된다.
이어서, 판엽 재료가 예 6에서 설명된 바와 같이 준비된다. ePTFE 멤브레인은 0.29 g/m2의 면적 당 질량, 0.11 MPa의 기포점, 약 158 nm의 두께, 종방향에서 434.0 MPa 및 횡방향에서 646.0 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이 멤브레인에는 예 4a에서 설명된 바와 같이 플루오로엘라스토머가 흡수딘다. 코팅 프로세스 후에, 최종 ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재는 0.94 g/m2의 면적 당 질량, 30.3 중량%의 플루오로폴리머, 4.14 KPa의 돔 파열 강도, 및 0.44 ㎛의 두께를 갖는다.
17층의 복합재가 26 mm 맨드릴 둘레에서 래핑된다. 복합재는 434 MPa의 매트릭스 인장 강도가 축방향으로 배치되고 멤브레인의 엘라스토머 농후측이 예 4a에서 설명된 바와 같이 맨드릴을 향하도록 배향된다.
프레임과 스트레일 릴리프를 포함하는 서브조립체가 17층 위에서 맨드릴 상에 위치된다. 추가 40층의 복합재가 래핑되고, 총 57층의 복합재를 생성하는 복합재의 양쪽 층들 사이에 프레임을 샌드위치시킨다. 맨드릴, 판엽층, 및 프레임이 불투과성 층에 의해 덮이고 양쪽 단부에서 밀봉된다. 압력 용기를 이용하면, 조립체가 75 psi에서 약 23 분 동안 약 285 ℃로 가열된 다음에, 압력 하에서 실온으로 냉각하도록 된다. 밸브 조립체는 맨드릴로부터 제거된다. 판엽의 자유 에지는 라미네이트를 유체 압력 하에 개방 및 폐쇄하도록 판엽을 자유롭게 하는 프레임 상에 3개의 판엽 폐쇄 셀(606) 각각에서 라미네이트를 원호 형태로 슬라이스함으로써 생성된다. 판엽은 도 5a 및 도 5b에 설명된 판엽 몰딩 툴을 이용하여 최종 형태로 몰딩된다. 각 판엽 몰딩 툴은 베이스 툴에 동축으로 정렬되어 커버가 프레임의 외측에 부착되게 한다.
이어서, 프레임 커버 재료가 예 6에 설명된 바와 같이 준비된다. ePTFE 멤브레인은 0.86 g/m2의 면적 당 질량, 0.11 MPa의 기포점, 약 900 nm의 두께, 종방향에서 376.0 MPa 및 횡방향에서 501.0 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이 멤브레인에는 도 4a에 설명된 바와 같은 플루오로엘라스토머가 흡수된다. 코팅 프로세스 후에, 최종 ePTFE/플루오로엘라스토머 복합재는 7.05 g/m2의 면적 당 질량, 14.1 중량%의 플루오로폴리머, 13.1 KPa의 돔 파열 강도, 및 3.28 ㎛의 두께를 갖는다.
15층의 복합재가 형성 세팅 툴에 유지되면서 밸브 프레임 둘레에 래핑된다. 복합재는 501 MPa의 매트릭스 인장 강도가 축방향으로 배치되고 멤브레인의 엘라스토머 농후측이 도 4a에 설명된 바와 같이 맨드릴을 향하도록 배향된다. 최종 커버는 49.2 ㎛의 두께를 갖는 14.1 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다.
조립체는 몰딩되고, 250 ℃에서 1 시간 동안 개방 분위기 대류 오븐에서 열처리된다. 밸브는 몰딩 툴링으로부터 제거된다.
최종 판엽은 25.0 ㎛의 두께를 갖는 30.3 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 57층의 복합재와 0.44 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
복수 개의 종방향 연장 슬릿(1302)이 튜브(1300)에 형성되어 복수 개의 탭(1304)의 형성을 초래한다. 슬릿은 블레이드에 의한 절단에 의한 것과 같이 당업자에게 공지된 임의의 적절한 방법에 의해 형성될 수 있다.
이어서, 판엽 툴(도시 생략)은 튜브(1300) 아래로부터 슬라이딩된다.
다음에, 튜브(1300)에 슬릿(1302)을 형성함으로써 생성되는 3개의 튜브(1304)는 도 35에 도시된 바와 같이 프레임에 형성된 셀의 각각의 윈도우를 통해 내측을 향해 공급된다. 각 판엽 툴은 베이스 툴에 동축으로 정렬되어 이전 단계로부터의 튜브(1300)의 내향 공급 탭(1304)이 판엽 툴과 베이스 툴의 암형 3중 판엽 몰드 표면 사이에 위치되고 압축되게 한다. 판엽과 베이스 툴, 복합재 또는 판엽 재료, 및 프레임을 포함하는 결합된 툴 조립체는 고정구의 고정부와 병진부 사이에 장착된다. 반경 방향 및 축방향 압축 모두는 판엽 툴을 반경 방향으로 클램핑하는 동시에 축방향 하중을 고정구의 병진 단부에 인가함으로써 인가된다.
조립체는 도 4a에 도시된 바와 같이 몰딩되고, 열처리되며, 트리밍 가공된다. 금속제 풍선 팽창 가능한 스텐트 프레임(600"), 쿠션 부재(1030"), 및 판엽(704")을 갖는 최종 밸브 조립체가 도 36에 도시되어 있다.
최종 판엽은 16.0 ㎛의 두께를 갖는 33.70 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 50층의 복합재와 0.32 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
유체 역학적 성능은 사용 전에 측정된다. 성능값은 EOA = 2.0 cm2이고 역류 분획 = 15.7%이다. 내구성 시험 중에 관찰 가능한 손상이 보고되지 않았다.
구성 및 시험 후에, 밸브는 헤라핀 코팅을 위한 Cameda Corporation(스웨덴 스톡홀름 소재의 Carmeda AB)로 전달된다. 코팅 후에, 완성된 밸브가 풍선 카테터 상에 장착되고 기계적 아이리스 충돌 장치를 이용하여 20 French의 감소된 직경에 충돌된다. 카테터 장착 밸브는 에틸렌 산화물 살균을 위해 Sterigenics사(유타주 솔트 레이크 시트)로 보내진다. 위생 기법을 이용하여, 밸브가 20F 외장부를 통해 마취된 4개월, 25 Kg의 람브이에종 양의 수술로 노출된 장골 동맥에 삽입된다. 카테터는 하대정맥을 통해, 우심방을 통해 그리고 폐동맥 트렁크 내로 전진된다. 카테터는 천연 폐 밸브 위에서 전개되고 풍선 카테터를 4 기압으로 압박함으로써 구동된다. 혈관 촬영 및 압력 측정 후에, 카테터는 취출되고 동물이 회복된다. 외식된 밸브로서 아래에서 지칭되는 밸브는 1개월 동안 적소에 유지되고 천연 폐 밸브의 기능을 대체한다.
외식된 밸브의 유체 역학적 성능은 외식(explant) 후에 측정되고 제어 밸브와 비교된다. 외식된 밸브가 외식되고, 포르말린 용액 내에 고정되며, 과산화나트륨 내에 침지되고, 시험 전에 에타놀, 아세톤 및 증류수에서 세척된다. 제어 밸브는 운반 직경으로 압축되는 외식된 밸브의 중복이고, 풍선 카테터에서 다시 전개되고 시험된다. 각 밸브는 생체 내 실시간 시험기에서 대동맥 및 폐 유동 조건 양자에서 시험된다. 혈역학적 성능에 있어서의 열화가 관찰되지 않았다.
외식된 밸브와 제어 밸브를 위한 성능값이 표 5에 열거되어 있다.
대동맥 조건, 70 bpm, 5 리터/min, 125/89 피크 bp
압력 강하(mm Hg) EOA(cm2) 폐쇄 용적(ml)
제어 밸브 8.9 1.99 4.12
외식된 밸브 6.8 2.12 2.69
폐 조건, 70 bpm, 5 리터/min, 26/15 피크 bp
제어 밸브 9.5 1.82 2.25
외식된 밸브 8.9 1.76 2.25
예 8
예시적인 실시예에서, 강성 금속제 프레임에 결합되는 폴리머 판엽을 갖는 심장 밸브가 이하의 프로세스에 따라 구성된다.
밸브 지지 구조체 또는 프레임(960)은 도 19에 도시된 형태에서 25.4 mm의 외경과 0.5 mm의 벽 두께를 갖는 316 스테인리스강 튜브의 길이로부터 레이저 절단된다. 도시된 실시예에서, 프레임(960)은 바닥 단부(962) 및 소기의 완성된 밸브 조립체(도시 생략)에서 판엽의 갯수에 대응하는 복수 개의 축방향으로 연장하는 대체로 첨탑 형태의 포스트(964)에 의해 전체적으로 형성되는 대향 상단부 사이에서 축방향으로 연장된다. 인접한 포스트(964)들 사이에서 포물선 형태의 상부 에지(968)가 연장된다. 도시된 특정한 실시예에서, 3개의 포스트(964) 및 3개의 상부 에지(968)가 프레임(960)의 상단부를 형성된다. 판엽 재료와 접촉하는 프레임의 코너가 회전식 샌더를 이용하여 라운딩되고 수동 폴리싱된다. 프레임은 물로 세척되고 미국 캘리포니아주 엘 세군도 소재의 Tri-Star Technologies사의 PT2000P 플라즈마 처리 시스템을 이용하여 플라즈마 세정된다.
프레임의 적어도 일부와 판엽의 적어도 일부 사이에 쿠션 부재가 제공되어 프레임과 판엽 간에 직접적인 접촉에 관한 응력을 최소화시킨다. ePTFE와 실리콘의 복합 섬유는 먼저 ePTFE 멤브레인에 실리콘 MED-6215(미국 캘리포니아주 카핀테리아 소재의 Nusil사)을 흡수하고, 약 25 mm의 폭으로 슬리팅한 다음, 실질적으로 둥근 섬유로 롤링함으로써 생성된다. 이 섬유에 사용된 ePTFE는 부록에 설명된 방법에 따라 시험된다. ePTFE 멤브레인은 약 217 KPa의 기포점, 약 10 ㎛의 두께, 약 5.2 g/m2의 면적 당 질량, 약 78%의 기공률, 약 96 MPa의 일 방향에서의 매트릭스 인장 강도, 및 직교 방향에서의 약 55 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 복합 섬유(966)는 도 20에 도시된 바와 같이 프레임(960)의 포스트(964) 각각 둘레에서 래핑된다.
맨드릴(970)은 도 21에 도시된 형태로 스테레오리소그래피를 이용하여 형성된다. 맨드릴(970)은 제1 단부(972) 및 대향하는 제2 단부(974)를 갖고, 그들 사이에서 종방향으로 연장된다. 맨드릴(970)은 일반적으로 완성 밸브 조립체(도시 생략)의 판엽(도시 생략)을 각각 형성하기 위한 3개(2개가 도시됨)의 대략 아치형 볼록 로브(982)를 갖는 외측면(980)을 구비한다. 외측면(980)은 또한 밸브 프레임 상에 밸브 판엽을 형성하기 전에 볼록 로브(982)에 대해 밸브 프레임(도 19의 960)을 위치하기 위한 프레임 안착 영역(984)을 포함한다.
이어서, 맨드릴(970)은 PTFE 몰드 이형제가 스프레이 코팅된다. ePTFE 멤브레인의 4개의 층이 맨드릴 둘레에 래핑된다. ePTFE 멤브레인은 부록에 설명된 방법에 따라 시험된다. ePTFE 멤브레인은 0.57 g/m2의 면적 당 질량, 90.4%의 기공률, 약 2.5 ㎛의 두께, 458 KPa의 기포점, 종방향에서 339 MPa 및 횡방향에서 257 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. MED-6215는 ePTFE 상에 와이핑되고 ePTFE의 기공 내로 습윤되어 기공을 실질적으로 충전하도록 되어 있다. 도 22에 도시된 바와 같이, 여분의 MED-6215가 제거되고 복합 섬유(966)가 래핑된 포스트(964)를 갖는 밸브 프레임(970)이 프레임 안착 영역(984)을 따라 맨드릴(970) 상에 위치된다. 미국 캘리포니아주 카핀테리아 소재의 NuSil사의 실리콘 MED-4720이 프레임(960)의 상부 에지(968)를 따라 그리고 프레임(960)의 포스트(964)를 따라 배치되어 판엽(도시 생략) 내에 스트레인 릴리프를 생성한다. 30개의 추가 층의 동일한 ePTFE가 프레임(960) 및 맨드릴(970) 둘레에 래핑된다. 추가의 MED-6215가 ePTFE 상에 와이핑되고 ePTFE의 기공 내로 습윤되어 기공을 실질적으로 충전하도록 되어 있다. 8개 층의 ePTFE 멤브레인이 프레임(960)과 맨드릴(970) 둘레에 래핑된다. 사용된 ePTFE는 부록에 설명되는 방법에 따라 시험된다. ePTFE 멤브레인은 217 KPa의 기포점, 10 ㎛의 두께, 5.2 g/m2의 면적 당 질량, 78%의 기공률, 96 MPa의 일 방향에서의 매트릭스 인장 강도, 및 직교 방향에서의 55 MPa의 매트릭스 인장 강도를 갖는다. 이들 층은 몰딩 프로세스 중에 임의의 여분의 실리콘을 흡수하고 실리콘이 경화된 후에 제거된다.
맨드릴 표면의 역 형태와 정확하게 일치하는 한 표면을 갖도록 몰딩된 실리콘 고무 폼(도시 생략)이 3개의 판엽 형성 특징부 각각을 위해 미리 제조된다. 이들 폼에는 PTFE 몰드 릴리스가 스프레이 코팅된 다음, 맨드릴의 일치하는 특징부에 합치된다. ePTFE 섬유(도시 생략)의 대략 50개의 랩이 실리콘 폼 둘레에 권취되어 대체로 반경 방향 압력을 맨드릴에 대항하여 밸브에 인가한다.
이어서, 이 조립체는 실리콘을 경화하도록 약 1 시간 동안 약 100 ℃로 오븐 내에 배치된다. 냉각 후에, 섬유 및 실리콘 폼이 제거되고, 압지 ePTFE의 8개 층이 박리되고 폐기되어, 결과적인 밸브(도시 생략)가 맨드릴로부터 슬라이딩된다. 포스트는 와이어 커터를 이용하여 트리밍 가공되고 판엽 재료의 여분의 길이 및 프레임의 베이스에서의 재료의 여분의 길이가 가위를 이용하여 주의깊게 트리밍되어 완성된 밸브 조립체를 형성하는데, 이는 도 23에 도시되고 대체로 990으로 지시된다. 따라서, 일 실시예에서, 프레임 또는 지지 구조체(960); 지지 구조체(960) 상에 지지되고 밸브 조립체(990)을 통한 혈류를 조절하도록 개방 위치와 폐쇄 위치 간에 이동될 수 있는 복수 개의 판엽(992); 및 지지 구조체(960)의 적어도 일부와 각 판엽(992)의 적어도 일부 사이에 배치되어 지지 구조체에 대한 판엽의 연결 및/또는 근접으로 인한 판엽의 응력을 최소화시키는 쿠션 부재(1030)를 갖는 밸브 조립체(990)가 형성된다. 다른 실시예에서, 전술한 바와 같이 복수 개의 기공을 갖는 적어도 하나의 플루오로폴리머 층과 거의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머를 갖는 복합 재료로부터 쿠션 부재가 형성된다.
도면에 구체적으로 도시된 것과 다른 지지 구조체가 사용될 수 있다는 것이 인지된다. 또한, 쿠션 부재는 지지 구조체에 대한 판엽의 연결 및/또는 근접으로 인한 판엽의 응력을 최소화하도록 필요에 따라 지지 구조체를 따라 어디든지 사용될 수 있다. 예컨대, 쿠션 부재(들)는 포물선 형태의 상부 에지를 따라 지지 구조체에 연결될 수 있다.
또한, 쿠션 부재는 시트로서 형성되고 지지 구조체를 따라 원하는 지점 둘레에 래핑되거나, 다양한 단면 형태 및 크기의 섬유로부터 형성될 수 있다는 것이 인지된다.
또한, 쿠션 부재는 튜브로서 형성되고 지지 구조체의 단부 위에서 슬라이딩되거나, 종방향으로 슬리팅되고 지지 구조체를 따라 원하는 지점 둘레에 위치될 수 있다는 것이 인지된다.
완성된 밸브 조립체의 판엽이 측정되고 약 48 ㎛의 각 판엽의 중앙에서의 평균 두께를 갖도록 결정된다.
최종 판엽은 48.0 ㎛의 두께를 갖는 24.00 중량%의 플루오로폴리머로 구성된다. 각 판엽은 48층의 복합재 및 1.07 ㎛의 두께/층들의 갯수의 비율을 갖는다.
유체 역학적 성능은 가속 마모 시험 전에 측정된다. 성능값은 EOA = 2.4 cm2이고 역류 분획 = 12.5%이다. 약 1억 5천 사이클의 횟수에서 내구성 시험 중에 관찰 가능한 손상이 보고되지 않았다.
예 4a, 4b, 5, 6, 7 및 8에 설명된 밸브의 유체 역학적 성능은 밸브에 걸쳐 통상적인 해부학상 압력 및 유동을 측정하고 특별한 밸브 조립체를 위한 데이터의 초기 또는 "제로 피로" 변형을 발생시키는 실시간 펄스 듀플리케이터를 특징으로 한다.
유동 성능 특정화 후에, 밸브 조립체는 유동 펄스 듀플리케이터 시스템으로부터 제거되고 하이 레이트 피로 또는 내구성 시험기에 배치된다. 밸브는 폐쇄될 대에 압력을 유지하는 것을 보장하고 프레임 분리, 파열부, 홀 또는 층간 분리 형태의 임의의 손상이 언제 발생하는 지를 평가하도록 연속적으로 모니터된다. 적절하다면, 밸브의 유체 역학적 성능은 약 1억 사이클에서 내구성 시험 후에 다시 측정되고 보고된다.
성능 특정화의 결과가 도 44의 표 6에 열거되어 있다.
예 4a, 4b, 4c, 5, 6, 7, 및 8에 제공되고 표 4, 5 및 6에 요약된 데이터는 두께, 중량%의 플루오로폴리머, 및 층들의 갯수가 변경될 때에 상이한 판엽 구성과 관련된 유체 역학적 성능 추세와 일반적인 내구성의 관찰을 지지한다. 제공된 예의 갯수는 프레임 타입 및 쿠선 부재로 인한 차이가 개별적인 밸브 구성에 사용될 때에 비교가 이루어지게 함으로서 이들 관찰을 지지한다.
예 4b 및 4c는 판엽 두께와 중량%의 플루오로폴리머가 동일하고 낮은 층 갯수가 내구성을 감소시키는 것을 예시하는 구성이다. 프레임 분리의 예 4b의 고장 모드는 고장 시간을 2배로 되게 하는 쿠션 부재를 이용함으로서 완화되지만, 고장 모드는 프레임 분리로부터 판엽 내의 홀 형성으로 전환된다. 예 4a 및 4b 모두는 허용 가능한 것 훨씬 아래의 내구성 고장을 갖는다.
예 4b 및 예 5는 중량%의 플루오로폴리머가 일정하게 유지되고 층 갯수, 이에 따라 판엽 두께의 차이가 측정되는 비교를 제공한다. 예들 모두는 프레임 분리를 완화시키도록 위에서 도시된 쿠션 부재가 없는 동일한 밸브 구성을 갖는다. 층의 갯수를 9에서 18로 2배로 하는, 이에 따라 판엽 두께를 약 52 ㎛에서 약 98 ㎛로 증가시키는 효과는 1천 2백만에서 1억으로 거의 한 자리수 만큼 프레임 분리에 대한 사이클 횟수를 개선시킨다.
예 4b와 유사한 구성이고, 약 50 ㎛의 판엽 두께 일정하게 유지되며 중량%의 플루오로폴리머를 예 4b에 대한 약 10%에서 예 4a에 대한 약 30%으로 변경시키는 예 4a는 보다 얇은 복합재, 이에 따라 동일한 판엽 두께에 대해 더 많은 층(26)의 생성을 가능하게 한다. 몇몇 자유 에지의 층간 분리가 3중점의 하이 스트레인 구역 근처에서 예 4a에 대해 관찰되었지만, 밸브는 여전히 표 5에 도시된 바와 같이 1억 사이클이 발생되는 유체 역학적 특성화에 의해 결정되는 것으로 보인다.
예 6 및 예 7에서, 이들 얇고 높은 층 구성의 개선된 벤딩 거동은 일반적으로 도 41a 및 41b에 예시된 바와 같이 듀티 사이클에 걸쳐서 접은 자국과 주름의 감소로 인해 낮은 층 갯수의 구성과 비교했을 때에 내구성이 개선된다는 것을 가리킨다.
또한, 예 8은 유사한 내구성이 예 6 및 예 7에 의해 증명된 바와 같이 높은 층 구성의 상이한 엘라스토머에 의해 달성될 수 있다는 것을 예시한다.
실시예들의 사상 또는 범위로부터 벗어남이 없이 다양한 수정 및 변경이 본 실시예에 이루어질 수 있다는 것이 당업자에게 명백할 것이다. 따라서, 본 실시예는 첨부된 청구범위 및 그 균등물의 범위 내에 있도록 제공되는 본 발명의 수정 및 변경을 커버한다.
부록
본 출원에 사용되는 바와 같이, 매트릭스 인장 강도는 특정한 조건 하에서 다공질 플루오로폴리머 시료의 인장 강도를 지칭한다. 시료의 기공률은 인장 강도를 시료의 밀도에 대한 폴리머의 밀도의 비율과 곱셈함으로써 설명된다.
본 명세서에 사용되는 바와 같이, "멤브레인"이라는 용어는 다공질 플루오로폴리머 물품을 지칭하고, "복합재"라는 용어는 흡수된 다공질 플루오로폴리머를 지칭하며, "판엽"이라는 용어는 혈류 방향을 조절하기 위해 이식 가능한 물품의 구성요소이다. 본 실시예의 판엽은 복합재의 하나 이상의 층이다.
본 명세서에 사용되는 "흡수"라는 용어는 이차 물질로 기공을 적어도 부분적으로 충전하도록 사용되는 임의의 프로세스를 지칭한다.
엘라스토머로 실질적으로 충전된 기공을 갖는 다공질 플루오로폴리머 판엽의 경우, 엘라스토머는 용해되거나 붕괴되고 원하는 특성을 측정하기 위해 적절한 용제를 이용하여 세척될 수 있다.
"엘라스토머"라는 용어가 본 명세서에 사용될 때에, 엘라스토머는 원래의 길이의 적어도 1.3배로 신장되고 릴리스될 때에 대략적으로 그 원래의 길이로 신속하게 수축하는 능력을 갖는, 폴리머, 폴리머들의 혼합물, 또는 하나 이상의 비-폴리머 성분과 하나 이상의 폴리머의 혼합물을 정의한다. "탄성중합체"라는 용어는 엘라스토머와 유사한 신장 및 회복 특성을 폴리머가 갖는 특성을 설명하도록 의도되지만, 반드시 신장 및/또는 회복의 정도가 동일하지 않다.
"열가소성"이라는 용어가 본 명세서에 사용될 때에, 열가소성은 열에 노출될 때에 연화되고 실온으로 냉각될 때에 그 원래의 상태로 복귀하는 폴리머를 정의한다. 그러한 폴리머는 열 또는 열과 압력의 인가에 의해 폴리머의 원래 상태의 상당한 열화 또는 변경이 없이 연화하거나, 유동하거나, 새로운 형태를 취하도록 될 수 있다. 열가소성 폴리머와 달리, "열경화성" 폴리머는 경화될 때에 비가역적으로 고화되거나 "변형"되는 폴리머로서 정의된다. 폴리머가 본 실시예의 의미 내에서 "열가소성" 폴리머인지의 결정은 응력을 받은 시료의 온도를 서서히 상승시키고 변형을 관찰함으로써 이루어질 수 있다. 폴리머가 폴리머의 원래의 화학적 상태의 상당한 열화 또는 변경이 없이 연화하거나, 유동하거나, 새로운 형태를 취한다면, 폴리머는 열가소성으로 고려된다. 단지 작은 양의 재료가 이용될 수 있다면, 이 결정을 위해 고온 스테이지 현미경을 사용할 필요가 있을 수 있다.
밸브의 품질의 한가지 측정은 EOA(cm2) = Qms/(51.6*(△P)1/2)와 같이 계산될 수 있는 유효 오리피스 면적(EOA; effective orifice area)이고, 여기서 Qms는 평균 제곱근 수축/확장 유량(cm3/s)이고, △P는 평균 수축/확장 압력 강하(mmHg)이다.
밸브의 유체 역학적 성능의 다른 측정은 스트로크 용적에 의해 분할되는 밸브를 통해 역류되는 유체 또는 혈액의 양인 역류 분획(regurgitant fraction)이다.
본 출원에 사용되는 바와 같이, m2/g의 단위로 표현되는 단위 질량 당 표면적은 미국 캘리포니아주 풀러톤 소재의 Beckman Coulter사의 Coulter SA3100Gas Adsorption Analyzer에서 BET(Brunauer-Emmett-Teller) 방법을 이용하여 측정된다. 측정을 수행하기 위하여, 팽창된 플루오로폴리머 멤브레인의 중앙으로부터 샘플이 절단되고 작은 샘플 튜브에 배치된다. 샘플의 질량은 대략 0.1 내지 0.2 g이다. 튜븐느 미국 캘리포니아주 풀러톤 소재의 Beckman Coulter사의 카울터 SA-Prep Surface area Outgasser(모델 SA-Prep, P/n 5102014)에 배치되고 헬륨을 이용하여 약 2 시간 동안 약 110 ℃로 퍼지된다. 샘플 튜브는 이어서 SA-Prep Outgasser로부터 제거되고 중량이 측정된다. 다음에, 샘플은 SA3100 Gas Adsortion analyzer 에 배치되고 흡착 가스로서 질소와 자유 공간을 계산하도록 헬륨을 이용하여 기구설명에 따라 BET 표면적 분석이 실행된다.
미국 뉴욕주 이타카 소재의 Porous Materials사로부터 모세관 유동 포로미터인 모델명 CFP 1500AEXL을 이용하여 ASTM F31 6-03의 일반적인 교시에 따라 기포점과 평균 유동 기공 크기가 측정된다. 샘플 멤브레인은 샘플 챔버 내에 배치되고 약 20.1 dynes/cm의 표면 인장을 갖는 SilWick Silcone Fluid(Porous Materials사로부터 입수 가능함)을 이용하여 습윤된다. Capwin 소프트웨어 버전 7.73.012를 이용하면, 아래의 표에 특정되는 바와 같이 아래의 파라미터가 설정된다.
파라미터 설정점
Maxflow(cm3/m) 200000
Bublflow(cm3/m) 100
F/PT(old bubltime) 50
Minbpress(PSI) 0
Zerotime(sec) 1
V2incr(cts) 10
Preginc(cts) 1
Pulse delay(sec) 2
Maxpre(PSI) 500
Pulse width(sec) 0.2
Mineqtime(sec) 30
Presslew(cts) 10
Flowslew(cts) 50
Eqiter 3
Aveiter 20
Maxpdif(PSI) 0.1
Maxfdif(PSI) 50
Sartp(PSI) 1
Sartf (cm3/m) 500
멤브레인 두께는 독일 빌린겐-슈베닝겐 소재의 Kaefer FZ1000/30 thickness snap gauge Kaefer Messuhrenfabrik GmbH사의 2개의 플레이트들 사이에 멤브레인을 배치함으로써 측정된다. 3개의 측정값의 평균이 보고된다.
기공 내에 엘라스토머의 존재는 표면 및/또는 단면 시각 정보, 또는 다른 분석 등의 당업자에 공지된 여러 방법에 의해 결정될 수 있다. 이들 분석은 판엽으로부터 엘라스토머의 제거 전 및 후에 수행될 수 있다.
멤브레인 샘플은 중량(Mettler-Toledo 분석 밸런스 모델 AG204를 이용함)과 두께(Kaefer Fz1000/30 snap gauge를 이용함)를 측정하도록 직사각형 단면 약 2.54 cm × 약 15.24를 형성하도록 다이 절단된다. 이들 데이터를 이용하면, 밀도가 ρ = m/w*l*t의 공식에 의해 계산되고, 여기서, ρ = 밀도(g/cm3); m = 질량(g), w = 폭(cm), l = 길이(cm), 및 t = 두께(cm)이다. 이들 측정값의 평균이 보고된다.
인장 파괴 하중이 평면형 파지부와 0.445 kN의 하중 셀을 구비한 INSTRON 122 인장 시험 기계를 이용하여 측정된다. 게이지 길이는 약 5.08 cm이고 크로스 헤드 속도는 약 50.8 cm/min이다. 샘플 치수는 약 2.54 cm×약 15.24 cm이다. 종방향 측정값의 경우, 샘플의 더 긴 치수가 가장 높은 강도 방향으로 배향된다. 직교 MTS 측정값의 경우, 샘플의 더 큰 치수가 가장 높은 강도 방향에 수직으로 배향된다. 각 샘플은 Mettler Toledo Scale Model AG204를 이용하여 중량이 측정된 다음, 두께가 Kaefer Fz1000/30 snap gauge를 이용하여 측정된다. 이어서, 샘플은 인장 시험기에서 개별적으로 시험된다. 각 샘플의 3개의 상이한 단면이 측정된다. 3개의 최대 하중(즉, 피크 힘)의 측정값들의 평균이 보고된다. 종방향 및 횡방향 매트릭스 인장 강도(MTS; matrix tensile strength)가, MTS = (최대 하중/단면적)*(PTFE의 벌크 밀도)/(다공질 멤브레인의 밀도)의 등식을 이용하여 계산되고, 여기서 PTFE의 벌크 밀도는 약 2.2 g/cm3이 되도록 취한다. 굴곡 강성이 ASTM D790에 기재된 일반적인 절차를 따라 측정된다. 대형 시험 시료를 이용할 수 없다면, 시험 시료는 축소되어야 한다. 시험 조건은 아래와 같다. 판엽 시료는 서로 수평으로 약 5.08 mm에 배치된 날카로운 포스트를 채용하는 3점 벤딩 시험 장치에서 측정된다. 약 80 mmg 중량의 약 1.34 mm 직경 강철 바아가 사용되어 y(하향) 방향에서의 편차를 유발하고 시료는 x 방향으로 구속되지 않는다. 강철 바아는 멤브레인 시료의 중앙점 상에 서서히 배치된다. 약 5 분을 기다린 후에, y 편차가 측정된다. 위와 같이 지지되는 탄성 비임의 편차는, d = F*L3/48*El로 표현될 수 있고, 여기서, F(뉴턴 단위)는 비임 길이의 중앙에 인가된 하중, L(미터), 이에 따라 L = 현수 포스트들 사이의 1/2 거리, 및 El은 벤딩 강성(Nm)이다. 이 관계로부터, El의 값이 계산된다. 직사각형 단면의 경우: l = t3*w/12이고, 여기서 l = 단면의 관성 모멘트, t = 시료 두께(미터), w = 시료 폭(미터)이다. 이 관계에서, 측정된 굽힘 편차의 범위에 걸쳐 평균 탄성률이 계산될 수 있다.

Claims (45)

  1. 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품으로서,
    일정 두께를 갖고 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 갖는 복합 재료로부터 형성되는 판엽(leaflet)을 포함하고, 상기 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 1개보다 많은 플루오로폴리머층의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머 재료를 가지며, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 엘라스토머 재료를 통해 함께 연결되고, 판엽은 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율을 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  2. 제1항에 있어서, 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율은 3 미만인 것인 이식 가능한 물품.
  3. 제1항에 있어서, 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율은 1 미만인 것인 이식 가능한 물품.
  4. 제1항에 있어서, 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율은 0.5 미만인 것인 이식 가능한 물품.
  5. 제1항에 있어서, 상기 판엽은 적어도 10개의 층을 갖고 50 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 복합 재료를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  6. 제5항에 있어서, 상기 판엽은 100 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  7. 제6항에 있어서, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 96 MPa 보다 큰 적어도 하나의 방향에서의 매트릭스 인장 강도를 가지는 ePTFE인 것인 이식 가능한 물품.
  8. 제1항에 있어서, 상기 판엽은 지지 프레임에 대해 작동 가능하게 연결되고, 지지 프레임에 대해 폐쇄 구성과 개방 구성 사이에서 이동될 수 있는 것인 이식 가능한 물품.
  9. 제8항에 있어서, 상기 지지 프레임은 혈관내 운반 및 치료 장소에서의 전개를 위해 선택적으로 직경 방향으로 조절 가능한 것인 이식 가능한 물품.
  10. 제1항에 있어서, 상기 판엽은 방사선 불투과성 요소를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  11. 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법으로서,
    복수 개의 기공과, 1개보다 많은 플루오로폴리머층의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머 재료를 갖는 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 구비하는 복합 재료를 제공하는 단계와,
    시작 및 종결점이 자체에 부착되는 축방향 시임으로서 형성되도록 복합 재료의 시트를 래핑함으로써 1개보다 많은 복합 재료의 층이 복합 재료의 추가 층과 접촉하게 하는 단계
    를 포함하고, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 엘라스토머 재료를 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법.
  12. 제11항에 있어서, 상기 복합 재료의 시트는 시작 및 종결점이 자체에 부착되는 축방향 시임으로서 형성되도록 반경 방향으로 래핑되는 것인 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법.
  13. 제12항에 있어서, 상기 복합 재료의 시트는 연속적인 것인 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법.
  14. 제11항에 있어서, 상기 복합 재료의 시트는 5 미만의 판엽 두께(㎛) 대 플루오로폴리머층의 갯수의 비율을 갖는 것인 이식 가능한 물품의 판엽을 형성하는 방법.
  15. 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품으로서, 상기 이식 가능한 물품은 100 ㎛ 미만의 두께를 갖는 폴리머 판엽을 포함하고, 상기 판엽은 1개보다 많은 플루오로폴리머층을 갖는 복합재로부터 형성되고, 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 1개보다 많은 플루오로폴리머층의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머 재료를 가지며, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 엘라스토머 재료를 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품.
  16. 제15항에 있어서, 상기 판엽은 적어도 10층의 복합 재료를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  17. 인간 환자에서 혈류 방향을 조절하기 위한 이식 가능한 물품으로서,
    적어도 하나의 플루오로폴리머층을 갖는 복합 재료를 포함하는 판엽을 포함하고, 플루오로폴리머층은 복수 개의 기공과, 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 모든 기공에 존재하는 엘라스토머 재료를 가지며, 상기 복합 재료는 80 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하고, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 엘라스토머 재료를 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품.
  18. 제17항에 있어서, 상기 복합 재료는 70 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  19. 제17항에 있어서, 상기 복합 재료는 60 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  20. 제17항에 있어서, 상기 복합 재료는 50 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  21. 제17항에 있어서, 상기 복합 재료는 엘라스토머 재료의 층을 더 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  22. 제21항에 있어서, 상기 엘라스토머 재료는 플루오로엘라스토머인 것인 이식 가능한 물품.
  23. 제22항에 있어서, 상기 엘라스토머 재료는 TFE/PMVE 코폴리머인 것인 이식 가능한 물품.
  24. 제21항에 있어서, 상기 플루오로폴리머는 PTFE인 것인 이식 가능한 물품.
  25. 제24항에 있어서, 상기 PTFE는 ePTFE인 것인 이식 가능한 물품.
  26. 제25항에 있어서, 적어도 하나의 플루오로폴리머층은 96 MPa보다 큰 적어도 하나의 방향에서의 매트릭스 인장 강도를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  27. 제17항에 있어서, 상기 엘라스토머 재료는 플루오로엘라스토머인 것인 이식 가능한 물품.
  28. 제27항에 있어서, 상기 엘라스토머 재료는 TFE/PMVE 코폴리머인 것인 이식 가능한 물품.
  29. 제17항에 있어서, 상기 플루오로폴리머는 PTFE인 것인 이식 가능한 물품.
  30. 제29항에 있어서, 상기 PTFE는 ePTFE인 것인 이식 가능한 물품.
  31. 제29항에 있어서, 적어도 하나의 플루오로폴리머층은 96 MPa보다 큰 적어도 하나의 방향에서의 매트릭스 인장 강도를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  32. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 350 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  33. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 300 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  34. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 200 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  35. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 100 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  36. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 50 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  37. 제17항에 있어서, 상기 판엽은 25 ㎛ 미만의 두께를 갖는 것인 이식 가능한 물품.
  38. 제17항의 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법으로서,
    적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공을 충전하는 용액을 생성하기에 적절한 용매에서 엘라스토머 재료를 용해하는 단계;
    적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공을 충전하는 단계; 및
    엘라스토머 재료가 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 모든 기공 내에 유지되도록 용매를 증발시키는 단계
    를 포함하는 것인 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법.
  39. 제17항의 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법으로서, 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공을 충전하도록 분산을 통해 엘라스토머 재료를 전달하는 단계를 포함하는 것인 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법.
  40. 제17항의 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법으로서, 엘라스토머 재료가 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공을 충전하게 하는 열 또는 압력의 조건 하에서 적어도 하나의 플루오로폴리머층을 엘라스토머 재료의 시트와 접촉하게 하는 단계를 포함하는 것인 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법.
  41. 제17항의 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법으로서, 적어도 하나의 플루오로폴리머층의 기공 내에서 엘라스토머 재료를 중합화하는 단계를 포함하는 것인 이식 가능한 물품의 복합 재료를 형성하는 방법.
  42. 제25항에 있어서, 상기 복합 재료는 50 중량% 미만의 플루오로폴리머를 포함하는 것인 이식 가능한 물품.
  43. 제1항에 있어서, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 각각의 1개보다 많은 플루오로폴리머층 사이의 엘라스토머 재료의 층을 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품.
  44. 제15항에 있어서, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 각각의 1개보다 많은 플루오로폴리머층 사이의 엘라스토머 재료의 층을 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품.
  45. 제17항에 있어서, 1개보다 많은 플루오로폴리머층은 각각의 1개보다 많은 플루오로폴리머층 사이의 엘라스토머 재료의 층을 통해 함께 연결되는 것인 이식 가능한 물품.
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Families Citing this family (94)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
ES2775444T5 (en) * 2008-06-06 2025-10-02 Edwards Lifesciences Corp Low profile transcatheter heart valve
US8579964B2 (en) 2010-05-05 2013-11-12 Neovasc Inc. Transcatheter mitral valve prosthesis
US9999500B2 (en) * 2011-03-10 2018-06-19 University Of Florida Research Foundation, Inc. Anti thrombogenic heart valve and medical implements
US20130197631A1 (en) 2011-04-01 2013-08-01 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable multi-layer high strength polymer composite suitable for implant and articles produced therefrom
US9801712B2 (en) 2011-04-01 2017-10-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Coherent single layer high strength synthetic polymer composites for prosthetic valves
US8945212B2 (en) * 2011-04-01 2015-02-03 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable multi-layer high strength polymer composite suitable for implant and articles produced therefrom
US9744033B2 (en) 2011-04-01 2017-08-29 W.L. Gore & Associates, Inc. Elastomeric leaflet for prosthetic heart valves
US8961599B2 (en) 2011-04-01 2015-02-24 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable high strength polymer composite suitable for implant and articles produced therefrom
US9554900B2 (en) * 2011-04-01 2017-01-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable high strength polymer composites suitable for implant and articles produced therefrom
US9554897B2 (en) 2011-04-28 2017-01-31 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for engaging a valve prosthesis with tissue
US9308087B2 (en) 2011-04-28 2016-04-12 Neovasc Tiara Inc. Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis
US10213329B2 (en) 2011-08-12 2019-02-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Evertable sheath devices, systems, and methods
US9554806B2 (en) 2011-09-16 2017-01-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Occlusive devices
CN104169657B (zh) 2012-03-13 2017-02-22 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 排气阵列及制造方法
US9345573B2 (en) 2012-05-30 2016-05-24 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for loading a prosthesis onto a delivery system
US9283072B2 (en) 2012-07-25 2016-03-15 W. L. Gore & Associates, Inc. Everting transcatheter valve and methods
US10376360B2 (en) 2012-07-27 2019-08-13 W. L. Gore & Associates, Inc. Multi-frame prosthetic valve apparatus and methods
US9398952B2 (en) 2012-12-19 2016-07-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Planar zone in prosthetic heart valve leaflet
US9737398B2 (en) * 2012-12-19 2017-08-22 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic valves, frames and leaflets and methods thereof
US9968443B2 (en) 2012-12-19 2018-05-15 W. L. Gore & Associates, Inc. Vertical coaptation zone in a planar portion of prosthetic heart valve leaflet
US9144492B2 (en) * 2012-12-19 2015-09-29 W. L. Gore & Associates, Inc. Truncated leaflet for prosthetic heart valves, preformed valve
US9101469B2 (en) 2012-12-19 2015-08-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic heart valve with leaflet shelving
US10966820B2 (en) * 2012-12-19 2021-04-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Geometric control of bending character in prosthetic heart valve leaflets
US10321986B2 (en) * 2012-12-19 2019-06-18 W. L. Gore & Associates, Inc. Multi-frame prosthetic heart valve
US10039638B2 (en) * 2012-12-19 2018-08-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Geometric prosthetic heart valves
US9907641B2 (en) 2014-01-10 2018-03-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable intraluminal device
US9763819B1 (en) 2013-03-05 2017-09-19 W. L. Gore & Associates, Inc. Tapered sleeve
EP2968674B1 (en) * 2013-03-13 2018-09-05 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable high strength polymer composites suitable for implant and articles produced therefrom
CA3049221A1 (en) * 2013-03-13 2014-10-02 William C. Bruchman Elastomeric leaflet for prosthetic heart valves
JP2016514011A (ja) * 2013-03-13 2016-05-19 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティドＷ．Ｌ． Ｇｏｒｅ ＆ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ， Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ インプラントに適した耐久性多層高強度ポリマー複合体及びそれから製造された物品
US9681951B2 (en) 2013-03-14 2017-06-20 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Prosthesis with outer skirt and anchors
WO2014149295A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-25 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic heart valve leaflet adapted for external imaging
US9572665B2 (en) 2013-04-04 2017-02-21 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for delivering a prosthetic valve to a beating heart
US11911258B2 (en) 2013-06-26 2024-02-27 W. L. Gore & Associates, Inc. Space filling devices
US9504565B2 (en) * 2013-12-06 2016-11-29 W. L. Gore & Associates, Inc. Asymmetric opening and closing prosthetic valve leaflet
US10966850B2 (en) 2014-03-06 2021-04-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable medical device constraint and deployment apparatus
WO2015171190A1 (en) * 2014-05-09 2015-11-12 Foldax, Inc. Replacement heart valves and their methods of use and manufacture
US10314697B2 (en) 2014-08-18 2019-06-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Frame with integral sewing cuff for prosthetic valves
US9827094B2 (en) 2014-09-15 2017-11-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic heart valve with retention elements
US10507101B2 (en) 2014-10-13 2019-12-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Valved conduit
US9937037B2 (en) 2014-12-18 2018-04-10 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic valved conduits with mechanically coupled leaflets
AU2015382370A1 (en) * 2015-02-13 2017-08-17 W.L. Gore & Associates, Inc. Coherent single layer high strength synthetic polymer composites for prosthetic valves
US10314696B2 (en) 2015-04-09 2019-06-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Prosthetic heart valves having fiber reinforced leaflets
US11129622B2 (en) 2015-05-14 2021-09-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Devices and methods for occlusion of an atrial appendage
US10716671B2 (en) 2015-07-02 2020-07-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Prosthetic heart valve composed of composite fibers
ITUB20152409A1 (it) * 2015-07-22 2017-01-22 Sorin Group Italia Srl Manicotto valvolare per protesi valvolari e corrispondente dispositivo
US10195023B2 (en) * 2015-09-15 2019-02-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Prosthetic heart valves including pre-stressed fibers
US10022223B2 (en) 2015-10-06 2018-07-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Leaflet support devices and methods of making and using the same
DE202016008737U1 (de) 2015-12-15 2019-04-05 Neovasc Tiara Inc. Transseptales Zuführsystem
US9968447B2 (en) 2016-01-22 2018-05-15 Medtronic Vascular, Inc. Bioprosthetic tissue for use as a prosthetic valve leaflet and method of preparing
JP7006940B2 (ja) 2016-01-29 2022-01-24 ニオバスク ティアラ インコーポレイテッド 流出の閉塞を回避するための人工弁
CN109475409B (zh) 2016-05-19 2021-02-19 波士顿科学国际有限公司 人工瓣膜、瓣膜小叶和相关方法
US11096781B2 (en) 2016-08-01 2021-08-24 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve
CN109890326A (zh) * 2016-10-26 2019-06-14 美敦力瓦斯科尔勒公司 具有瓣周密封包裹部的带支架的假体心脏瓣膜
CN109996581B (zh) 2016-11-21 2021-10-15 内奥瓦斯克迪亚拉公司 用于快速收回经导管心脏瓣膜递送系统的方法和系统
US11406533B2 (en) 2017-03-17 2022-08-09 W. L. Gore & Associates, Inc. Integrated aqueous shunt for glaucoma treatment
EP3615097A1 (en) 2017-04-25 2020-03-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Biocompatible polyisobutylene-fiber composite materials and methods
US10856984B2 (en) 2017-08-25 2020-12-08 Neovasc Tiara Inc. Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis
US10959842B2 (en) 2017-09-12 2021-03-30 W. L. Gore & Associates, Inc. Leaflet frame attachment for prosthetic valves
JP7068444B2 (ja) 2017-09-27 2022-05-16 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド 拡張可能なフレームを備えた人工弁、並びに関連するシステム及び方法
AU2018342223B2 (en) 2017-09-27 2021-04-01 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic valves with mechanically coupled leaflets
JP7007475B2 (ja) 2017-10-11 2022-01-24 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド インプラント可能メディカルデバイスの拘束及び展開装置
JP7036912B2 (ja) 2017-10-13 2022-03-15 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド 嵌込式人工弁および送達システム
US11173023B2 (en) 2017-10-16 2021-11-16 W. L. Gore & Associates, Inc. Medical devices and anchors therefor
CA3078473C (en) 2017-10-31 2023-03-14 W. L. Gore & Associates, Inc. Transcatheter deployment systems and associated methods
CN114831777A (zh) 2017-10-31 2022-08-02 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 假体心脏瓣膜
JP7052032B2 (ja) * 2017-10-31 2022-04-11 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド 組織内方成長を促進する医療用弁及び弁膜
CA3158944A1 (en) 2017-10-31 2019-05-09 W.L. Gore & Associates, Inc. Valved conduit
US11154397B2 (en) 2017-10-31 2021-10-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Jacket for surgical heart valve
EP3727162A1 (en) * 2017-12-20 2020-10-28 W.L. Gore & Associates, Inc. Sutures with porosity reducing elements and related medical devices
EP3595589B1 (en) 2018-05-21 2024-10-09 Aran Biomedical Teoranta Insertable medical devices with low profile composite coverings
AU2019290674B2 (en) 2018-06-20 2022-08-18 W. L. Gore & Associates, Inc. Support structure for an implantable device with enhanced compressive stiffness region(s)
CN112996468B (zh) 2018-08-29 2025-03-18 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 药物治疗递送系统和方法
USD977642S1 (en) 2018-10-29 2023-02-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Pulmonary valve conduit
USD926322S1 (en) 2018-11-07 2021-07-27 W. L. Gore & Associates, Inc. Heart valve cover
JP7260930B2 (ja) 2018-11-08 2023-04-19 ニオバスク ティアラ インコーポレイテッド 経カテーテル僧帽弁人工補綴物の心室展開
US11678983B2 (en) 2018-12-12 2023-06-20 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable component with socket
US11497601B2 (en) 2019-03-01 2022-11-15 W. L. Gore & Associates, Inc. Telescoping prosthetic valve with retention element
CA3132873C (en) 2019-03-08 2024-07-02 Neovasc Tiara Inc. RECOVERABLE PROSTHESIS PLACEMENT SYSTEM
US11602429B2 (en) 2019-04-01 2023-03-14 Neovasc Tiara Inc. Controllably deployable prosthetic valve
US11491006B2 (en) 2019-04-10 2022-11-08 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve with natural blood flow
CA3131177C (en) 2019-04-12 2024-02-13 W.L. Gore & Associates, Inc. Valve with multi-part frame and associated resilient bridging features
CN114025813B (zh) 2019-05-20 2024-05-14 内奥瓦斯克迪亚拉公司 具有止血机构的引入器
EP3983197B1 (en) * 2019-06-13 2024-12-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Lightweight expanded polytetrafluoroethylene membranes having high intrinsic strength and optical transparency
CA3143344C (en) 2019-06-20 2024-10-15 Neovasc Tiara Inc. LOW-PROFILE PROSTHETIC MITRAL VALVE
US20220273426A1 (en) 2019-08-01 2022-09-01 W. L. Gore & Associates, Inc. Transcatheter prosthetic valve with multi-part frame subcomponent transverse deformation resistance
US20220338980A1 (en) 2019-08-08 2022-10-27 W.L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic valve with asymmetric leaflets
US12245935B2 (en) 2019-11-26 2025-03-11 Boston Scientific Limited Composite web-polymer heart valve
CN113581108A (zh) * 2019-12-30 2021-11-02 福建中维动力科技股份有限公司 一种用于转向装置保护罩的压力开关
WO2021202916A1 (en) * 2020-04-01 2021-10-07 Nininger Medical, Inc. Three-dimensional thin-film leaflet valve device
RU201554U1 (ru) * 2020-08-20 2020-12-21 Федеральное государственное унитарное предприятие "Центральный аэрогидродинамический институт имени профессора Н.Е. Жуковского" (ФГУП "ЦАГИ") Устройство для измерения поперечной деформации образца из полимерного композиционного материала
MX2023001748A (es) 2020-08-24 2023-04-11 Edwards Lifesciences Corp Marcador de comisura para una válvula cardíaca protésica.
CN114469451A (zh) * 2021-12-24 2022-05-13 脉通医疗科技(嘉兴)有限公司 瓣膜支架、人工心脏瓣膜及瓣膜支架的制作方法
CN116251238B (zh) * 2023-02-28 2023-11-21 上海心纪元医疗科技有限公司 具有三层结构的仿生瓣膜瓣叶及其制造方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0293090A2 (en) * 1987-04-28 1988-11-30 BAXTER INTERNATIONAL INC. (a Delaware corporation) Surgically implantable laminated plastics materials and processes for their production
WO1998026731A2 (en) * 1996-12-03 1998-06-25 Atrium Medical Corporation Multi-stage prosthesis
JP2004510471A (ja) * 2000-09-21 2004-04-08 セント・ジュード・メディカル・インコーポレーテッド 強化されたポリマーリーフレットを有する弁プロテーゼ
JP2008531117A (ja) * 2005-02-23 2008-08-14 ボストン サイエンティフィック リミティド 弁に関する装置、システム、方法
KR101946595B1 (ko) * 2011-06-01 2019-02-11 더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 임플란트에 적합한 내구성의 다층 고강도 폴리머 복합재 및 그 복합재로 제조된 물품

Family Cites Families (91)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA962021A (en) 1970-05-21 1975-02-04 Robert W. Gore Porous products and process therefor
US4340091A (en) 1975-05-07 1982-07-20 Albany International Corp. Elastomeric sheet materials for heart valve and other prosthetic implants
US4339831A (en) 1981-03-27 1982-07-20 Medtronic, Inc. Dynamic annulus heart valve and reconstruction ring
US4629459A (en) 1983-12-28 1986-12-16 Shiley Inc. Alternate stent covering for tissue valves
JPH0627216B2 (ja) 1984-12-11 1994-04-13 ジャパンゴアテックス株式会社 伸縮性をもった衣料用透湿防水性フィルム
US5071609A (en) 1986-11-26 1991-12-10 Baxter International Inc. Process of manufacturing porous multi-expanded fluoropolymers
US4955899A (en) 1989-05-26 1990-09-11 Impra, Inc. Longitudinally compliant vascular graft
DE69523251T2 (de) 1994-04-22 2002-07-25 Medtronic, Inc. Gestützte herzklappenprothese
JPH10503538A (ja) 1994-07-27 1998-03-31 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド 高強度多孔質ポリテトラフルオロエチレンのシート材料
CN1145600A (zh) 1994-09-02 1997-03-19 W·L·戈尔及同仁股份有限公司 多孔聚四氟乙烯组合物
US6428571B1 (en) * 1996-01-22 2002-08-06 Scimed Life Systems, Inc. Self-sealing PTFE vascular graft and manufacturing methods
AU1841297A (en) * 1996-03-20 1997-10-10 W.L. Gore & Associates, Inc. Improved flocked articles
US5824050A (en) * 1996-12-03 1998-10-20 Atrium Medical Corporation Prosthesis with in-wall modulation
US6451396B1 (en) 1998-02-13 2002-09-17 Gore Enterprise Holdings, Inc. Flexure endurant composite elastomer compositions
US7049380B1 (en) 1999-01-19 2006-05-23 Gore Enterprise Holdings, Inc. Thermoplastic copolymer of tetrafluoroethylene and perfluoromethyl vinyl ether and medical devices employing the copolymer
US6770579B1 (en) 1999-05-10 2004-08-03 The Secretary Of State For Defense Smart porous film or material
US7628803B2 (en) 2001-02-05 2009-12-08 Cook Incorporated Implantable vascular device
US20030055492A1 (en) * 1999-08-20 2003-03-20 Shaolian Samuel M. Transluminally implantable venous valve
US6440164B1 (en) 1999-10-21 2002-08-27 Scimed Life Systems, Inc. Implantable prosthetic valve
US20030097175A1 (en) 1999-12-08 2003-05-22 O'connor Bernard Heart valve prosthesis and method of manufacture
US6652583B2 (en) 2000-04-07 2003-11-25 Rhode Island Hospital Cardiac valve replacement
US7374571B2 (en) 2001-03-23 2008-05-20 Edwards Lifesciences Corporation Rolled minimally-invasive heart valves and methods of manufacture
US6761733B2 (en) 2001-04-11 2004-07-13 Trivascular, Inc. Delivery system and method for bifurcated endovascular graft
EP1399200B2 (en) * 2001-06-11 2014-07-02 Boston Scientific Limited COMPOSITE ePTFE/TEXTILE PROSTHESIS
US7828833B2 (en) 2001-06-11 2010-11-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Composite ePTFE/textile prosthesis
US6541589B1 (en) 2001-10-15 2003-04-01 Gore Enterprise Holdings, Inc. Tetrafluoroethylene copolymer
US6726715B2 (en) * 2001-10-23 2004-04-27 Childrens Medical Center Corporation Fiber-reinforced heart valve prosthesis
US6752826B2 (en) * 2001-12-14 2004-06-22 Thoratec Corporation Layered stent-graft and methods of making the same
US6776604B1 (en) 2001-12-20 2004-08-17 Trivascular, Inc. Method and apparatus for shape forming endovascular graft material
JP2005512687A (ja) * 2001-12-20 2005-05-12 トリバスキュラー，インコーポレイティド 血管内移植切片を製造するための方法及び装置
US20040002444A1 (en) * 2002-04-08 2004-01-01 Toshikazu Shiba Polyphosphate-water soluble collagen complexes and process for preparation thereof
AU2003234505A1 (en) 2002-05-03 2003-11-17 The General Hospital Corporation Involuted endovascular valve and method of construction
US20030211264A1 (en) 2002-05-09 2003-11-13 Farnsworth Ted Ray Expanded polytetrafluoroethylene (ePTFE)-reinforced perfluoroelastomers (FFKM)
WO2003094795A1 (en) 2002-05-10 2003-11-20 Cordis Corporation Method of making a medical device having a thin wall tubular membrane over a structural frame
US7351256B2 (en) 2002-05-10 2008-04-01 Cordis Corporation Frame based unidirectional flow prosthetic implant
US7789908B2 (en) 2002-06-25 2010-09-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Elastomerically impregnated ePTFE to enhance stretch and recovery properties for vascular grafts and coverings
US20040024448A1 (en) 2002-08-05 2004-02-05 Chang James W. Thermoplastic fluoropolymer-coated medical devices
US7448122B1 (en) 2003-10-31 2008-11-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of compressing a polymeric layer of an expandable medical device
US7261732B2 (en) 2003-12-22 2007-08-28 Henri Justino Stent mounted valve
US20110039690A1 (en) 2004-02-02 2011-02-17 Nanosys, Inc. Porous substrates, articles, systems and compositions comprising nanofibers and methods of their use and production
EA010202B1 (ru) 2004-06-09 2008-06-30 Пэтоджен Римувал Энд Дайэгностик Текнолоджиз Инк. Устройство и способ для удаления целевых агентов из образца
GB0414099D0 (en) 2004-06-23 2004-07-28 Univ Glasgow Biocompatible layered structures and methods for their manufacture
US7727271B2 (en) * 2004-06-24 2010-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Implantable prosthesis having reinforced attachment sites
WO2006026325A2 (en) 2004-08-26 2006-03-09 Pathak Chandrashekhar P Implantable tissue compositions and method
AU2005285314B2 (en) 2004-09-10 2010-10-14 Cook Medical Technologies Llc Prosthetic valve with pores
US8029563B2 (en) 2004-11-29 2011-10-04 Gore Enterprise Holdings, Inc. Implantable devices with reduced needle puncture site leakage
US8691543B2 (en) 2009-11-25 2014-04-08 Worcester Polytechnic Institute Nanofibrous scaffold comprising immobilized cells
CA2607744C (en) 2005-05-24 2015-11-24 Edwards Lifesciences Corporation Rapid deployment prosthetic heart valve
EP1898840A1 (en) 2005-06-27 2008-03-19 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus for placement in the annulus of a tricuspid valve
US7531611B2 (en) 2005-07-05 2009-05-12 Gore Enterprise Holdings, Inc. Copolymers of tetrafluoroethylene
US7306729B2 (en) 2005-07-18 2007-12-11 Gore Enterprise Holdings, Inc. Porous PTFE materials and articles produced therefrom
WO2007016251A2 (en) 2005-07-28 2007-02-08 Cook Incorporated Implantable thromboresistant valve
US20070118210A1 (en) 2005-11-18 2007-05-24 Leonard Pinchuk Trileaflet Heart Valve
EP2478872B1 (en) 2006-05-30 2018-07-04 Cook Medical Technologies LLC Artificial valve prosthesis
KR20090054427A (ko) 2006-07-07 2009-05-29 안토니오 누에즈 관내 인공 삽입 임플란트를 모니터링하기 위한 방법 및 시스템
US20080125711A1 (en) 2006-08-07 2008-05-29 Alpini Alfred A Catheter balloons with integrated non-distensible seals
WO2008046092A2 (en) 2006-10-13 2008-04-17 Creighton University Implantable valve prosthesis
US20080220054A1 (en) 2006-10-13 2008-09-11 Shastri V Prasad Modulation of drug release rate from electrospun fibers
WO2008069760A1 (en) 2006-12-05 2008-06-12 Nanyang Technological University Three-dimensional porous hybrid scaffold and manufacture thereof
US8932619B2 (en) 2007-06-27 2015-01-13 Sofradim Production Dural repair material
US20090187197A1 (en) 2007-08-03 2009-07-23 Roeber Peter J Knit PTFE Articles and Mesh
WO2009038761A1 (en) 2007-09-19 2009-03-26 St. Jude Medical, Inc. Fiber-reinforced synthetic sheets for prosthetic heart valve leaflets
US8637144B2 (en) 2007-10-04 2014-01-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Expandable TFE copolymers, method of making, and porous, expended articles thereof
US10364527B2 (en) * 2007-10-24 2019-07-30 W. L. Gore & Associates, Inc. Burn protective materials
US9402724B2 (en) 2008-05-12 2016-08-02 Mo-Sci Corporation Dynamic bioactive nanofiber scaffolding
ES2775444T5 (en) 2008-06-06 2025-10-02 Edwards Lifesciences Corp Low profile transcatheter heart valve
DE102008027856A1 (de) * 2008-06-11 2009-12-24 W. L. Gore & Associates Gmbh Schuh mit Belüftung im unteren Schaftbereich und dafür verwendbares luftdurchlässiges Abstandsgebilde
JP2011524777A (ja) 2008-06-20 2011-09-08 ヴィセラ・バイオメディカル・リミテッド 食道弁
US20150265744A1 (en) 2008-10-09 2015-09-24 Technische Universiteit Eindhoven Multilayer preform obtained by electro-spinning, method for producing a preform as well as use thereof
NL1036038C (en) 2008-10-09 2010-04-14 Univ Eindhoven Tech Multilayer preform obtained by electro-spinning, method for producing a preform as well as use thereof.
US20160067374A1 (en) 2009-01-16 2016-03-10 Zeus Industrial Products, Inc. Composite prosthetic devices
EP2381896B1 (en) * 2009-01-22 2015-10-21 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Magnetic docking system for the long term adjustment of an implantable device
US9139669B2 (en) 2009-03-24 2015-09-22 W. L. Gore & Associates, Inc. Expandable functional TFE copolymer fine powder, the expandable functional products obtained therefrom and reaction of the expanded products
TWI460007B (zh) 2009-04-13 2014-11-11 Entegris Inc 多孔複合薄膜
US10022222B2 (en) 2009-10-06 2018-07-17 Adam Groothuis Systems and methods for treating lumenal valves
MX339572B (es) 2009-11-27 2016-05-18 Univ Nac Autónoma De México Materiales compuestos de matriz polimerica con reforzantes de diferentes morfologias y sus procedimientos de sintesis.
ES2727409T3 (es) 2010-03-11 2019-10-16 Univ Texas Sistema de andamiaje para reparar problemas cardiovasculares
WO2011115799A2 (en) * 2010-03-17 2011-09-22 Deep Vein Medical, Inc. Fatigue-resistant flow regulating device and manufacturing methods
WO2011153340A2 (en) 2010-06-02 2011-12-08 The Regents Of The University Of Michigan Scaffolds and methods of forming the same
US9554900B2 (en) 2011-04-01 2017-01-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable high strength polymer composites suitable for implant and articles produced therefrom
US8961599B2 (en) 2011-04-01 2015-02-24 W. L. Gore & Associates, Inc. Durable high strength polymer composite suitable for implant and articles produced therefrom
US9801712B2 (en) 2011-04-01 2017-10-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Coherent single layer high strength synthetic polymer composites for prosthetic valves
EP2522308B1 (de) 2011-05-10 2015-02-25 Biotronik AG Mechanische Transkatheter-Herzklappenprothese
US8945209B2 (en) 2011-05-20 2015-02-03 Edwards Lifesciences Corporation Encapsulated heart valve
BR112014002174B1 (pt) 2011-07-29 2020-12-01 University Of Pittsburgh Of The Commonwealth System Of Higher Education estrutura de válvula cardíaca, estrutura de válvula cardíaca em múltiplas-membranas e método para fabricar uma estrutura de válvula cardíaca
US9144492B2 (en) 2012-12-19 2015-09-29 W. L. Gore & Associates, Inc. Truncated leaflet for prosthetic heart valves, preformed valve
US9737398B2 (en) 2012-12-19 2017-08-22 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic valves, frames and leaflets and methods thereof
US9101469B2 (en) 2012-12-19 2015-08-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic heart valve with leaflet shelving
US9827094B2 (en) 2014-09-15 2017-11-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic heart valve with retention elements
US10507101B2 (en) 2014-10-13 2019-12-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Valved conduit
US9937037B2 (en) 2014-12-18 2018-04-10 W. L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic valved conduits with mechanically coupled leaflets

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0293090A2 (en) * 1987-04-28 1988-11-30 BAXTER INTERNATIONAL INC. (a Delaware corporation) Surgically implantable laminated plastics materials and processes for their production
WO1998026731A2 (en) * 1996-12-03 1998-06-25 Atrium Medical Corporation Multi-stage prosthesis
JP2004510471A (ja) * 2000-09-21 2004-04-08 セント・ジュード・メディカル・インコーポレーテッド 強化されたポリマーリーフレットを有する弁プロテーゼ
JP2008531117A (ja) * 2005-02-23 2008-08-14 ボストン サイエンティフィック リミティド 弁に関する装置、システム、方法
KR101946595B1 (ko) * 2011-06-01 2019-02-11 더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 임플란트에 적합한 내구성의 다층 고강도 폴리머 복합재 및 그 복합재로 제조된 물품

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