CN114126822A - 心脏瓣膜 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种制造心脏瓣膜的方法，包括：由第一嵌段共聚物注塑成型心脏瓣膜的第一部分(110)的步骤，其中第一部分的注塑成型在低于嵌段共聚物的有序‑无序转变温度的温度下进行，使得相结构存在于熔融的第一嵌段共聚物中；由不同于第一嵌段共聚物的第二嵌段共聚物注塑成型心脏瓣膜的第二部分(114)的步骤，通过在第一部分(110)上二次注塑以形成二次注塑结构，其中第二部分的注塑成型是在低于第一嵌段共聚物和第二嵌段共聚物的有序‑无序转变温度的温度下进行的，使得相结构存在于熔融的第二嵌段共聚物中并保持存在于第一嵌段共聚物中；以及冷却二次注塑结构的步骤，而不将其加热到高于注塑成型第二部分(114)的步骤和冷却步骤之间的有序‑无序转变温度，以保持在这些注塑成型步骤期间产生的相结构的排列并在第二部分(114)中产生各向异性的物理特性。本发明还涉及如此制造的心脏瓣膜。

Description

心脏瓣膜

技术领域

本发明涉及提供由嵌段共聚物制成的人工心脏瓣膜。这种人工心脏瓣膜在耐用性和生物相容性之间取得了出色的平衡。

背景技术

人工心脏瓣膜可商购获得，并且大致分为两类：(i)刚性无机/金属瓣膜(例如，由热解碳制成)和(ii)由动物组织形成的有机/生物瓣膜。两种类型的瓣膜都有不同的优点和缺点。无机瓣膜虽然非常耐用，但生物相容性较差，需要抗凝，因此血液凝固/栓塞或出血的风险增加。相比之下，有机/生物瓣膜不需要抗凝，因此凝血或出血的风险较小，但寿命更有限，因为它们由非惰性生物组织构成，因此容易发生变性/钙化。这些人工瓣膜的其他缺点是它们是通过手工或机械组装由不同材料(包括织物)制成的不同部件产生。无机和有机瓣膜都有刚性缝合环(覆盖有织物)，因此一旦缝合到位，它们就会将动态主动脉瓣环变成固定结构。在无机/金属瓣膜的情况下，不仅主动脉瓣环在瓣膜植入后变得固定，而且还会变形，因为这些瓣膜将其2D几何形状强加到主动脉瓣环的3D形状。此外，缝合环的织物具有多孔性，败血症后很容易被细菌定植，从而引发心内膜炎。

一个研究领域已经考虑使用有机聚合物作为制造人工瓣膜的替代材料。然而，没有市售的聚合物心脏瓣膜。聚合物瓣膜有可能结合机械瓣膜和生物瓣膜的优点，具有长期耐用性的前景，并且不需要永久抗凝。所提出的聚合物心脏瓣膜主要由聚合物材料构成，具有良好的生物相容性和生物稳定性。与将组织手工缝制到现有生物假体的框架或机械组装无机假体相比，聚合物心脏瓣膜可以通过简单的制造方法开发，因此可以显著降低成本，而且不会出现人为错误。例如，WO2013/055977考虑使用聚(苯乙烯-异丁烯-苯乙烯)(或SIBS)嵌段共聚物，因其理想的整体物理特性而被选择。

然而，由于重复的操作应力，由这种材料制成的瓣膜容易受到损坏和材料疲劳的影响，这是不可接受的。特别是，用于打开和关闭瓣膜的瓣叶在它们连接到支撑结构(更刚性)时承受特别高的应力(即大的应力集中)，并且当由聚合物制成时容易发生故障。

天然心脏瓣膜表现出与其微观结构直接相关的各向异性材料行为。瓣叶组织由显示胶原纤维高度各向异性排列的层组成。纤维层和心室层包含周向定向的纤维，在负荷过程中具有承受应力的功能。还有一层弹性蛋白存在，主要在心室中呈放射状定向，其功能是维持特定的胶原纤维结构，并在负荷释放后使纤维恢复到未受负荷的状态。

人主动脉瓣叶的机械各向异性在弹性模量的测量值中很明显，圆周方向(测量14.5MPa)比径向(1.5MPa)高得多。

EP2,208,518讨论了在润滑剂和其他组分存在下嵌段共聚物的注塑成型。

WO2015/128605公开了由单一嵌段共聚物生产心脏瓣膜。

发明内容

本发明旨在通过更接近地模仿天然瓣膜的结构和功能来满足和保持苛刻的功能性机械要求来提供改进的心脏瓣膜假体。

根据本发明的第一方面，提供了一种制造心脏瓣膜的方法，该方法包括：由包含第一嵌段共聚物的材料注塑成型心脏瓣膜的第一部分的步骤，其中第一部分的注塑成型在低于第一嵌段共聚物的有序-无序转变温度的温度下进行，使得相结构存在于熔融的第一嵌段共聚物中；由包含不同于第一嵌段共聚物的第二嵌段共聚物的材料注塑成型心脏瓣膜的第二部分的步骤，通过在第一部分上二次注塑以形成二次注塑结构，其中第二部分的注塑成型是在低于第一嵌段共聚物和第二嵌段共聚物的有序-无序转变温度的温度下进行的，使得相结构存在于熔融的第二嵌段共聚物中并保持存在于第一嵌段共聚物中；以及冷却二次注塑结构的步骤，而不将其加热到高于注塑成型第二部分的步骤和冷却步骤之间的有序-无序转变温度，以保持在注塑成型步骤期间产生的相结构的排列并在第二部分中产生各向异性的物理特性。这种方法生产的心脏瓣膜具有模仿天然瓣膜结构的材料相结构，在第一和第二部分具有不同的物理特性，使不同部分能够执行不同的任务，而不会在不同部分之间引入特定的薄弱点。在某些情况下，该方法还可以包括模制其他(即第三等)部分。

可选地，第一嵌段共聚物具有比第二嵌段共聚物更高的有序-无序转变温度。

可选地，第一嵌段共聚物和第二嵌段共聚物由相同的构成单体组成。

可选地，第一嵌段共聚物和第二嵌段共聚物都是苯乙烯类嵌段共聚物，可选地都是苯乙烯类三嵌段共聚物。

可选地，该方法还包括在注塑成型第二部分的步骤之后对二次注塑结构进行退火的步骤。

可选地，退火步骤包括在低于第一共聚物和第二共聚物的有序-无序转变温度和高于第一共聚物和第二共聚物的玻璃化转变熔融温度的温度下保持二次注塑结构。

可选地，退火步骤持续1分钟或更长时间，可选地持续2分钟或更长时间，进一步可选地持续4分钟或更长时间。

可选地，退火步骤持续10分钟或更短，可选地持续8分钟或更短，进一步可选地持续6分钟或更短。

可选地，冷却步骤包括将二次注塑结构的温度降低到低于第一嵌段共聚物和第二嵌段共聚物的玻璃化转变熔融温度。

可选地，冷却步骤包括以10℃/分钟或更高的速率将二次注塑结构的温度降低20℃或更多。

可选地，冷却步骤发生在从模具中取出二次注塑结构之前。

可选地，第一部分的注塑成型和/或第二部分的注塑成型步骤以0.1至10cm³/s、可选地0.5至5cm³/s、进一步可选地1至3cm³/s的体积流速发生。

可选地，第二部分包括心脏瓣叶。

可选地，注塑成型第二部分的步骤的注入点位于瓣叶的中心点。

可选地，瓣叶是部分圆柱面形状。

可选地，瓣叶具有在0.20mm至0.70mm的范围内、可选地在0.3mm至0.50mm的范围内、进一步可选地在0.37mm至0.42mm的范围内的平均厚度。

可选地，第二嵌段共聚物的杨氏模量低于第一嵌段共聚物的杨氏模量，可选地其中第二嵌段共聚物的各向同性杨氏模量比第一嵌段共聚物的各向同性杨氏模量小至少20MPa，进一步可选地小至少40MPa，更进一步可选地小至少50MPa。

可选地，第一部分包括支架。

根据本发明的第二方面，提供了一种心脏瓣膜，由根据前述权利要求中任一项所述的方法制造。

根据本发明的第三方面，提供了一种心脏瓣膜，包括：由包含第一嵌段共聚物的材料成型的第一部分，所述第一嵌段共聚物呈现由其构成嵌段形成的相结构；以及由包含不同于第一嵌段共聚物的第二嵌段共聚物的材料成型的第二部分，第二嵌段共聚物表现出由其构成嵌段形成的相结构，其中第二嵌段共聚物的相结构被排列成在第二部分中产生各向异性的物理性质。

可选地，第二部分包括心脏瓣叶。

可选地，瓣叶在其表面上具有变化的厚度。

可选地，第一部分包括支架。

可选地，支架包括缝合环。

可选地，缝合环包括用于供缝合针穿过的孔。

附图说明

现在将参考示例性附图仅通过示例来描述本发明，其中：

图1是注塑成型心脏瓣膜的示意图。

图2示出了(a)用于制造心脏瓣膜的铝模具嵌件的图片，(b)由模具生产的瓣膜的CAD图像，(c)由模具生产的瓣膜的照片和(d)缝合环中预先形成缝合孔的模制瓣膜的照片；

图3是说明不同瓣膜型号的耐用性的图表。

图4是说明作为平均瓣叶厚度的函数的瓣膜的耐用性的图表。

图5是示出J6瓣膜的脉动测试期间获得的压力和流量示踪的图表，其中AP表示主动脉压力，LVP表示左心室压力，AF表示主动脉流量；

图6示出了J6型聚合物心脏瓣膜在(a)收缩期和(b)舒张期峰值处的图片，以及等效尺寸的Perimount Magna瓣膜在(c)收缩期和(d)舒张期峰值处的图片；

图7示出了(a)EOA、(b)REG和(c)平均收缩压梯度ΔP，对于J5和J6型的21mm聚合物瓣膜以及等效尺寸参考Carpentier-Edwards Perimount心包生物瓣膜是如何变化的；为动物试验选择的首选J6设计用虚线勾勒出轮廓，另一种尺寸(19mm)的J6瓣膜用三角形标记表示；以及

图8示出了J6型聚合物心脏瓣膜的EOA和REG如何随着瓣膜在耐用性测试期间疲劳而变化。

具体实施方式

改进的心脏瓣膜可以通过生产一种瓣膜来制造，该瓣膜在瓣叶和瓣环水平上更接近地模仿天然瓣膜的结构。这可以通过利用嵌段共聚物(BCP)自组装成不同相结构的特性来实现。这在WO2015/128605中进行了讨论，在此将其全文并入。

BCP是一类形成纳米级形态的聚合物，因为在同一聚合物链中存在不同重复单体的―嵌段(block)”。在有序-无序转变(ODT)温度以下，不同的嵌段分离成不同的相，但受到聚合物链内键的限制。结果，产生了不同的相结构，这取决于存在的相数和相关的体积分数。在ODT温度以上，不同的相混合，看不到相结构。

对于两相系统，两相的体积分数大致相等将导致层状形态(即一相的片材被另一相的片材隔开)，同时减少一相的体积分数将导致(按递减体积分数顺序)所谓的―陀螺(gyroid)”结构，然后是圆柱体，然后是另一个矩阵中次相的球体。因此，通常以体积分数或百分比来指定BCP组成，除非另有说明，否则以下所有BCP组成均以体积分数或百分比的形式提供。

BCP的整体物理特性通常严重依赖于加工过程中引起的相取向，尽管这种取向需要在ODT温度以下加工BCP。

在ODT温度以上加工的BCP不会形成任何相结构，如果在静止状态下冷却，则会形成随机取向的相结构微域，相当于多晶结构。相比之下，例如，在ODT以下加工的具有圆柱形形态的热塑性弹性体中，圆柱形相结构的排列导致正交各向异性的机械性能。

因此，在选择使用BCP的情况下，由于它们具有通用的整体特性(例如在WO2013/055977中)并且需要各向同性特性，无需努力定向或排列纳米相，从而产生上述具有不同方向的排列微区的多晶结构(或者，如在WO2013/055977中，其中聚合物被加热然后交联，纳米相可以被破坏并完全防止重新形成)。

已知形成圆柱体的嵌段共聚物当被限制在通道中时会在流动方向上强烈取向，例如在通道模具中或在挤出过程中。这导致强烈的各向异性机械性能，(对于橡胶基质中的苯乙烯圆柱体)在圆柱体取向方向上具有更高的杨氏模量。

如WO2015/128605中所讨论的，在注塑成型膜中可以看到不同类型的取向。可以观察到形成层状结构的各向异性域，表现出双向取向。这种复杂的微地取向可以通过注塑成型过程中样品不同区域的剪切流和拉伸流的平衡来解释。

这种双向微结构更接近于模拟天然心脏瓣叶的结构，因此是用于形成人工心脏瓣膜的理想材料。事实上，通过将形态与最终固体材料的机械性能联系起来，可以采取一种更精细的方法来制造人工心脏瓣叶。数值建模结果表明，即使假体材料中的少量正交各向异性也可以显著改善瓣膜的机械性能，并且纤维的适当取向有助于优化瓣叶中的应力分布。

本发明已经确定，虽然通过WO2015/128605中设想的单射成型工艺生产的瓣膜易于制造，但两射/二次注塑工艺提供了意想不到的关键优势。

对瓣膜使用两种材料，一种用于瓣叶，一种用于支撑结构或支架，允许不同的部件具有不同的机械特性，更接近于天然瓣膜。这是有利的，因为它允许为不同的部分提供不同的物理/动态特性——例如，支架可以由比瓣叶更刚性的材料制成，从而使其与心脏瓣膜完全由瓣叶材料制成的情况相比在一端相对更小和更薄，而另一端保持足够的柔韧性，以在心脏收缩-舒张循环期间缝合后遵循天然瓣环的动态性能。然而，存在一个问题，即，使用两种不同的材料会在过渡区产生一个可能的薄弱点，需要对其进行精确设计，以防止瓣膜故障，同时提高其动态性能。

发明人惊奇地发现，该问题可以通过使用二次注塑技术来解决，与瓣叶周围的支架或支撑结构相比，对瓣叶使用不同的聚合物。有利地，通过提供不同尺寸的模具，该过程还允许以宽范围的尺寸生产瓣膜，而当前可用的瓣膜仅以可能不是最适合特定患者的少数尺寸可用。

图1示出了人工心脏瓣膜110的基本结构。瓣膜110可以是任何类型的人工心脏瓣膜，例如用于任何解剖位置(主动脉、二尖瓣、三尖瓣、肺)的心脏直视手术植入物或经导管心脏瓣膜。

瓣膜110的主体包括支架111。支架111包括支撑在基部或缝合环113上的三个柱112。三个瓣叶114各自在柱112中的两个之间延伸并连接，每个瓣叶的基部在它所连接的两个柱之间附接到基部113。瓣叶114用于致动瓣膜。

瓣叶114成形为使得它们的顶部在瓣膜110的中间相遇。在使用中，来自瓣膜110下方(在图1的方向上)的血流将导致瓣叶分离并允许血液通过瓣膜110，而任何试图在另一个方向上的流动将迫使瓣叶114朝向彼此并因此关闭瓣膜110。

例如，瓣叶114的形状可以是圆柱形或球形面。瓣叶114还可在其自由边缘的中心设置加厚的―结节(nodules)”(未示出)，以帮助密封。瓣叶114的厚度可以在其表面从基部到自由边缘变化。例如，瓣叶114可以在其自由边缘处更薄，并且在其连接到基部113处更厚，其间的厚度逐渐变化。瓣叶114可具有在0.20mm至0.70mm、可选地0.3mm至0.50mm、进一步可选地0.37mm至0.42mm范围内的平均厚度。

基部或缝合环113在图1中示出为基本圆形。然而，它可以具有更复杂的形状，例如鞍座形，以更好地贴合瓣膜环的3D轮廓并避免其在缝合后变形。图2说明了模具(图2(a))和瓣膜(在图2(b)的CAD设计中，在图2(c)和2(d)的照片中)展示了这种鞍座结构。

图2(d)还示出了如何将缝合孔115预先形成到缝合环113中。这些孔可以帮助外科医生更容易地将瓣膜缝合到位，同时允许瓣膜不装配典型织物缝合环，从而避免细菌在瓣膜上定植的可能触发因素。这种缝合环113优选地是半刚性/柔性的，使得在瓣膜缝合之后瓣膜环的收缩-舒张3D运动得以保留。可以根据特定患者(例如基于预-外科成像)确定这些孔的具体位置，以将其设置在适当的点。

图1所示的整个瓣膜可以通过注塑成型制造。然而，心脏瓣膜可以包括非注塑成型元件(例如用于注塑成型元件的下方或支撑支架)，其可以由与注塑成型材料不同的材料制成。优选地，瓣叶114通过注塑成型BCP制成，但是也可以使用其他方法，如果这些方法达到相同的结果的话。

瓣膜110，特别是瓣叶114，在宏观尺度上具有各向异性的物理特性。这是因为，如上所述，注塑成型过程会导致BCP在局部水平(或微观尺度)上双向排列。熟练的读者将理解，由于瓣叶的形状和模具中注塑成型点的位置(例如，对于上面讨论的样品，‘表面‘方取向放射状发生，因此在样品上的不同点以不同的绝对方向发生)，绝对参考系中的取向方向将在瓣叶上的不同点处变化。尽管如此，在微观尺度上，将存在双向取向(其中中心层的相结构基本上垂直于外两层的相结构排列)，并在宏观尺度上表现出各向异性特性(即绝对排列的变化不会像随机那样变化——这会导致各向同性的特性)。特别是，杨氏模量是各向异性的。

此外，通过使用二次注塑技术，支架111可由与瓣叶114的材料不同的材料制成，从而允许不同部分具有不同的体积特性。

支架111也可以是嵌段共聚物。优选地，支架111中使用的BCP具有与瓣叶中使用的BCP相同的构成单体或嵌段。这出乎意料地促进了二次注塑过程中两个部件之间的良好结合。不希望受理论束缚，认为两种BCP材料(如果它们具有相同的构成嵌段)的相结构可以在两种BCP材料之间的界面处合并，促进结合。应注意，BCP材料的相结构不必相同——例如，支架111可包括(各向同性)球形相结构，而瓣叶114可包括(各向异性)圆柱形相结构。

在进一步的改进中，缝合环113可由与支架和瓣叶进一步不同的材料制成，再次提供不同的整体特性。该材料也可以是BCP，允许在二次注塑步骤中与支架良好结合。因此，缝合环113可以比支架111更硬，支架111又可以比瓣叶114更硬，而不损害整体结构完整性。

特别是，苯乙烯类BCP是一类用于聚合物心脏瓣膜的有利BCP。苯乙烯BCPS，包括三嵌段共聚物，是适合高通量注塑成型的合成热塑性弹性体，在许多领域都有应用，包括医疗应用。它们通常在连续弹性体相中包含聚苯乙烯―硬”域(SEBS中的乙烯-丁烯-聚(苯乙烯-嵌段-乙烯/丁烯-嵌段-苯乙烯)；SEPS中的乙烯-丙烯-聚(苯乙烯-嵌段-乙烯/丙烯)-嵌段-苯乙烯))；硬域形成物理交联并为聚合物提供强度，而弹性体相提供柔韧性和弹性。由于不同嵌段的不混溶性，改变硬段和软段的相对分数会导致纳米级的各种形态。因此，通过使用不同分子量和苯乙烯分数的嵌段共聚物，可以制造完全聚合的瓣膜，但具有增强的、半刚性/柔性较小的支架和更柔性的瓣叶。

特别地，可以生产其中支架由半刚性/柔性比瓣叶低的材料制成的瓣膜。例如，支架可由具有比瓣叶材料高至少20MPa、可选地高至少40MPa、更进一步可选地高至少50MPa的(各向同性)杨氏模量的材料制成。

这种聚合物瓣膜可以使用塑料注塑成型技术生产。简而言之，整个工艺循环包括以下步骤：嵌段共聚物颗粒的熔融、以粘弹性聚合物流的形式注入型腔、填充、冷却和取出成型部件。

在二次注塑工艺中，在两种材料的瓣膜中(为了便于理解而考虑，虽然技术人员将理解该工艺可以扩展到三种材料的瓣膜)可以首先制造瓣膜支架111。这可以在与用于生产整个瓣膜110的模具分开的模具中发生，或者可以在相同的模具中使用不同的模具嵌件来完成。

制造支架111的具体工艺条件因材料不同而不同。通常，当支架111使用BCP材料时，模具被加热到高于玻璃化转变温度但低于ODT。在这里和本文件的后面可以理解，感兴趣的‘玻璃化转变‘是玻璃化程度更高的BCP相(换句话说，玻璃化转变温度较高的材料)的玻璃化转变——即示例中的PS相材料在后面的表1中给出。然后可以将熔融聚合物注塑成型，然后将模具冷却到玻璃化转变温度以下。因此，模具温度通常可以为130℃至180℃，可选地为145℃至160℃。熔融聚合物的温度通常可为150℃至220℃，可选地为165℃至200℃。

注塑成型步骤本身优选以相对缓慢的注入速率进行。这有助于保持BCP中的相分离(可能会被高剪切速率破坏)。例如，注塑成型可以在0.1至10cm³/s、可选地0.5至5cm³/s、进一步可选地1至3cm³/s的体积流速下进行。

举例来说，由

G1650(SEBS29)(一种形成圆柱体的BCP，用于下面讨论的实施例)制成的支架111可以通过将模具加热至约155℃并在约100巴下在约195℃的熔融温度下注入熔融聚合物来生产。可以使用约1.27-2.54cm³/s的注入速率。

或者，由Mediprene 520450(一种来自Hexpol AB的形成球体的BCP)制成的支架111可以通过将模具加热至约148-150℃并在约50巴(约170°的熔融温度)下注入熔融聚合物来生产。可以使用约1.27-2.54cm³/s的注入速率。

例如，可以通过三个对称定位的注入通道注入支架111。注入点可位于柱112上，可选地位于柱112的顶部或底部。

当BCP在其ODT以下注入支架111时，将保留相结构。如果结构是各向异性的(例如圆柱体)，它将通过聚合物的流动在模具内排列，在支架111中产生模拟天然心脏瓣膜结构的各向异性物理特性。或者，可以使用各向同性(例如圆柱形纳米相)，产生更多各向同性的整体特性，这对瓣膜的鲁棒性是有利的。

如果支架111在与整个瓣膜110分开的模具中生产，则支架111必须从其模具中取出。结果，模具可以冷却到低于聚合物的玻璃化转变温度的温度，以允许处理支架。同样，特定温度将取决于特定聚合物，但作为示例，模具可在取出支架111之前冷却至至少140℃，可选地130℃或120℃。

随后，瓣叶114可以在支架111上二次注塑。如果支架111已经在不同的模具中生产，则支架111首先被定位在用于整个心脏瓣膜110的模具中。或者，如果相同的模具是在使用过程中，模具被适当地准备(并且例如任何模具嵌件被改变)。然后可以注塑成型用于瓣叶114的BCP材料。优选地，瓣叶114中存在圆柱形纳米相，以产生模拟天然心脏的各向异性结构和整体特性。这意味着BCP通常具有约0.1％至0.3％的较小体积相分数，尽管这取决于特定材料。

优选地，形成支架111的BCP具有比形成瓣叶的BCP更高的ODT，以避免在发生二次注塑时支架111中的相位结构丢失。

通常，当使用BCP材料时，模具被加热到高于支架和瓣叶材料的玻璃化转变温度但低于两种材料的ODT。使用适当高的模具温度可促进两种模制材料之间的结合。例如，在瓣叶材料G1642(SEBS20)在G1650(SEBS29)支架上(下文讨论)成型的情况下，观察到150-155℃的模具温度会导致瓣膜更可能在瓣叶和支架之间的连接处故障，而不是在瓣叶本身的材料内。优选地，最低模具温度比熔融温度高40至60℃。优选地，最高模具温度比最低ODT低50至70℃。

如果从单独的支架111开始(即，与立即二次注塑相反)，可以在模具中将支架111加热至高于支架BPC材料的玻璃化转变温度但低于其ODT。这允许保留两种材料的相结构，同时还恢复支架材料的一些流动性。当将BCP材料用于由相同或相似的构成嵌段制成的支架111和瓣叶114时，据认为这种流动性促进了来自两种不同BCP材料的分子在这两种BCP材料之间的界面处的相结构中的混合，从而促进改进的结合。

注塑成型的第二步骤也优选以相对较慢的注入速率进行。这不仅有助于保持BCP中的相分离(这可能会被高剪切率破坏)，而且有助于确保支架不会因注入瓣叶材料而变形。注入可以通过对称地位于每个瓣叶114中间的三个注入通道来实现。也就是说，注入点位于每个瓣叶的对称中心轴线上，基部和自由边缘(如图1所示的上边缘)之间的中间。

优选地，注入通道的直径应小于瓣叶的厚度。当瓣膜从模具中取出时，这确保了瓣叶与注入通道中剩余的聚合物的安全分离，而不会对瓣叶造成任何损坏。

作为说明，在以下讨论的实施例中使用的材料的情况下，瓣叶材料G1642(SEBS20)可以在G1650(SEBS29)支架上成型。将单独成型的支架放入模具中后，支架可在模具中在约150-160℃下加热约10分钟，然后再注入瓣叶。

在其他情况下，可能需要最少的支架预热。回到上面提到的Mediprene520450支架材料，该材料具有较低的玻璃化转变温度，因此不需要任何预热：支架可以在注入瓣叶之前立即放入模具中(这当然会导致通过熔融的瓣叶材料加热支架)。

在使用G1642(SEBS20)瓣叶材料的示例中，瓣叶材料可以在约160℃的模具温度、约80巴和190℃的熔融温度下以约1.27-2.54cm³/s的注入速率注入到模具中。

注入后，可以在高于熔融温度和低于支架和瓣叶材料的ODT的温度下进行一段时间的退火，以促进瓣叶和支架之间的良好结合。退火时间可以是1分钟或更长，可选地2分钟或更长，进一步可选地4分钟或更长。退火步骤可以持续10分钟或更短，可选地8分钟或更短，进一步可选地6分钟或更短。

退火期也可包括一些缓慢冷却。例如，模具可以在空气中从约160℃冷却到145℃，约需要5分钟。

在退火期之后，模具可以被主动冷却，例如通过水冷系统来设定瓣膜。也就是说，瓣膜被冷却到两种成分BCP的玻璃化转变温度以下，从而可以将其从模具中取出。已经发现缓慢的被动冷却(在空气冷却中)会在瓣叶上留下不希望有的冷却痕迹，瓣叶材料的低压注入也是如此。冷却痕迹是由聚合物在冷却过程中的收缩引起的。它们在瓣叶的表面上尤其不受欢迎，因为与预期相比，它们减少了瓣叶的厚度。因此，优选以10℃/分钟或更高的速率将瓣膜冷却20℃或更多。在某些情况下，冷却可能涉及以10℃或更高的速率冷却50℃或更多。SEBS材料可以在约5分钟内冷却，例如从约160℃冷却到约90℃。

对于三组分系统，可以使用更刚性的SEPS(聚(苯乙烯-嵌段-乙烯/丙烯-嵌段-苯乙烯))材料，例如SEPS65(例如

2104，来自日本可乐丽株式会社)缝合环，支架材料为SEBS29，瓣叶材料为SEBS20。

实施例

材料

使用商业嵌段共聚物SEPS(

G1730)和SEBS(

G1642，G1650)。通过凝胶渗透色谱(GPC)评估它们的基本分子特征以及通过DMA分析获得的关于聚(苯乙烯)相的玻璃化转变温度的信息列于表1中。根据SB Chun等人，Macromolecules，1999，32(12)，pp 4030–4042(1999)[doi:10.1021/ma981665c)和通过程序升温流变法获得的其他结果。

表1.材料的分子表征。

制造

表2汇总了采样的几何和制造特征，其中按开发顺序列出了瓣膜，最新设计为J6。

在使用两家商业注塑成型模具制造商制造原型F和B(见表2)后，在剑桥Whittle实验室(航空航天工程)制造的如图2a所示的铝模具嵌件用于进一步的原型。这允许以与专业工具制造公司相当甚至更高的精度对几何特征进行快速和低成本的采样。

表2.测试心脏瓣膜的特征。

可以看出，已经研究了几个因素，包括使用的材料、瓣叶注塑成型的位置(瓣叶自由边缘的中间对瓣叶的中心)、瓣叶的形状(球形面对圆柱形面；在瓣叶的自由边缘中间存在较厚的结节)以及用肝素涂覆瓣膜的效果。J6瓣膜代表J5设计的优化瓣叶厚度。

耐用性

在ISO5840:2015的测试条件下，在30Hz的加速疲劳试验机(TA Electroforce)中评估瓣膜的耐用性，水作为工作流体，温度为37℃，在ISO5840:2015的测试条件下，关闭的主动脉瓣需要100mmHg的压差，每个周期的至少5％，并且这应该在所有测试周期的95％以上保持。每个瓣膜都安装在独立控制的测试室中，其中一个样品的取出或调整不会影响其他样品。通过异常的近端和远端压力轨迹以及定性检查来确定瓣膜故障。

图3是说明表1中表征的不同瓣膜的耐用性的图表。

早期的瓣膜模型显示瓣膜耐用性不足，瓣叶撕裂会在数千万次循环内发生。如图3所示，随后的更改逐渐提高了它们的耐用性。瓣膜耐用性不仅取决于为瓣叶构造选择的聚合物(对比瓣膜B、F、J1、J2、J3与J4、J5)，它还取决于瓣膜设计(例如对比J1和J2)。尽管如此，使用更软的瓣叶材料与更刚性的支架材料相结合已经实现了显著的增强——各向同性SEBS20的杨氏模量约为4.5MPa，各向同性SEBS29的杨氏模量约为57MPa。与更刚性的结构(例如现有的完全刚性金属瓣膜)相比，具有半刚性/与瓣叶相比柔性更低但在收缩-舒张3D运动期间仍可随瓣环移动的支架是优选的。

类似地，将注入点从先前使用的注入到自由边缘(瓣膜B-J3)更改为瓣叶的中心与改进的耐用性相关。观察到瓣膜的故障模式发生了变化，早期瓣膜通常从自由边缘的注入点故障，而后来在瓣叶中心注入的瓣膜被观察到具有更多变化的故障点，表明缺乏具体的薄弱点。

瓣叶厚度也与耐用性有关。图4示出了加速测试仪对相同设计(J5)但瓣叶厚度不同的瓣膜实现的循环次数，以及在同一测试仪中对J6设计进行的测试。图4中的阴影标记显示正在进行的测试，而已完成的测试由未填充的标记表示。

较厚的瓣叶在耐用性方面表现更好，但它们的开口面积和跨瓣压力梯度恶化，如下一节中讨论的流体动力学测试所示。

J6设计的四个瓣膜(两个内径为19mm，两个内径为21mm)进行了耐用性测试。其中一个J6瓣膜(v29)在7.83亿次循环后故障(基于每分钟72次节拍的假设，相当于20多年)。在撰写本文时，其余三个J6瓣膜仍在心脏瓣膜耐用性测试仪中进行评估；并且已经轻松通过了最低ISO要求(2亿次循环)，已超过10亿次循环(相当于超过26年)。

流体动力性能

根据De Gaetano等人(在连续和脉动流动条件下测试的新型聚合物心脏瓣膜原型(Poli-Valve)的流体动力学性能，Int J Artif Organs 2015，38(11)，600-606；DOI:10.5301/ijao.5000452)中描述的方法，在脉冲复制器系统中评估聚合物瓣膜的流体动力学性能。简而言之，脉冲复制器包括容积泵系统、心室腔、主动脉瓣外壳、全身阻抗模拟器和二尖瓣外壳。脉冲复制器能够再现生理每搏输出量、压力和流量波形。

聚合物瓣膜在主动脉位置进行测试，机械倾斜盘控制瓣膜安装在二尖瓣位置。测试条件符合ISO 5840:2015要求，即在正常血压条件下，频率为70bpm，模拟心输出量5l/min，收缩持续时间为35％。分别使用Transonic超声流量计和压力传感器记录主动脉瓣上游和下游的同时流量和压力测量值。图5示出了在J6瓣膜的脉动测试期间获得的压力和流量曲线示例。

根据ISO 5840-2:2015中的等式(1)、平均收缩压跨瓣压降(ΔP)和反流分数(REG)，通过计算瓣膜有效孔口面积(EOA)来评估流体动力学性能。

其中EOA的计算单位为cm²，Q_RMS是正压差期间(ΔP>0)的均方根正向流量(ml/s)，ΔP(mmHg)是平均压差(在正压差期间测量)，而ρ(g/cm3)是测试流体的密度。

评估的反流分数包括关闭容积、跨瓣漏容积和瓣周漏容积，并表示为向前流量的百分比。流体动力学测试是与临床使用的等效尺寸(21mm)的Carpentier-EdwardsPerimount Magna组织瓣膜进行比较，后者通常被认为是金标准参考瓣膜。

图6描绘了处于舒张期和收缩期的瓣膜的照片，可以对收缩期峰值时的开口面积以及聚合物(J6)和参考瓣膜的全开孔口形状进行定性比较。

聚合物瓣膜具有更圆的开口，其收缩期峰值处的几何开口面积比PerimountMagna瓣膜大约15％。尽管如此，六个J6聚合物瓣膜的EOA计算平均值为1.77±0.005cm²，这几乎与两个参考瓣膜的平均EOA瓣膜相同，为1.76±0.13cm²。这表明两种瓣膜的开启动态不同。

图7示出了J5和J6的流体动力学性能，它们具有相同的几何特征，但具有不同的瓣叶厚度。五个铝模具嵌件用于制造平均瓣叶厚度分别为0.24mm、0.30mm、0.35mm、0.40mm和0.46mm的瓣膜，因此可以评估厚度的影响。在脉冲复制器系统中测试了每种厚度的六个瓣膜。所有瓣膜都表现出令人满意的流体动力性能，高于最低ISO标准要求。然而，厚度的影响是显著的，特别是对于EOA，随着瓣叶厚度从0.24mm增加到0.46mm，它从2.5cm²减少到1.1cm²(图7a)。

随着厚度从0.24mm增加到0.46mm，压力梯度ΔP也显著增加(从8到25mmHg)(图7c)。REG的测试数据更加分散，但总体趋势显示反流分数随着瓣叶厚度的增加而下降(图7b)。

Perimount Magna生物假体瓣膜的流体动力学(也显示在图7中)大致与等效瓣叶厚度的聚合物瓣膜的EOA和ΔP一致。然而，生物假体的REG分数(2.1±0.78％)比类似厚度的聚合物瓣膜(3.03±1.72％)略低，仍远低于10％-ISO对21mm瓣膜的要求。因此，瓣叶厚度可以与其他几何特征一起优化，以合理平衡瓣膜的耐用性和流体动力学。根据实验测试结果，瓣叶厚度为0.4mm的J6设计具有良好的耐用性和可接受的流体动力学(EOA＝1.77±0.05cm2，REG＝3.4±1.1％和ΔP＝10±0.66mmHg)，可与当前使用的生物瓣膜相媲美。

每个J6瓣膜的流体动力性能也在疲劳前进行测量，并在5亿次和每1亿次循环后重复。EOA和REG的测量值分别显示在图8A和B中。5亿次循环后开口面积比疲劳前减少10-15％；瓣膜的EOA仍远高于ISO标准要求的最小值(19mm为0.85cm²，21mm为1.05cm²)。三个瓣膜(v29、v38和v50)的自由边缘在超过5亿次循环后开始出现一些损坏，导致反流分数有所增加。其中一个21mm瓣膜(v38)在6亿次循环时开始反流>10％，并逐渐恶化至12亿次循环。在10亿次循环时，其中一个19mm瓣膜(v50)也超过了ISO手术瓣膜标准规定的10％反流限制，并且持续了11亿次循环。尽管如此，在11亿(v50)和12亿次循环(v38)之后，反流分数仍然小于20％，这是ISO允许的经导管瓣膜的最大值。因此预计以这种方式运行的瓣膜不会显著损害患者的健康，同时具有很大的改善潜力。其中一个19mm瓣膜(v55)在12亿次循环(EOA＝1.48cm²，REG＝5.66％)时仍能按照ISO的要求保持完整功能。该测试的疲劳数据是在30Hz下收集超过17个月的；12亿次循环相当于以72bpm运行30多年。

初步临床可行性评估

对聚合物瓣膜进行体外改进，以确定3D形状、低轮廓、外径、柔韧性/弹性和可缝合性的最佳特性。

在猪心脏/尸体的预制主动脉环上进行了一系列手术植入和尺寸匹配程序，告知从原型B到J4到原型J6实施的变化。内径为21mm的典型聚合物瓣膜的外径从32mm减小到25mm。基部形状从2D平面变为3D鞍形以反映猪/人主动脉瓣环的3D衬里，而高度/轮廓减少到13mm。聚合物瓣膜的一致性从刚性/半刚性变为柔性/弹性，以帮助保持植入后天然瓣膜环的生理动力学。实现了无织物瓣膜缝合系统，基于12-14对孔(直径0.5mm)，如图2b)-d)所示，允许J6出色的体外植入而不会变形。

通过在主动脉和二尖瓣位置缝合两颗猪心脏中的两个聚合物瓣膜来评估与磁共振成像(MRI)的体外兼容性。将插入二尖瓣位置的聚合物瓣膜特意缝合在天然二尖瓣上，以便与天然瓣叶进行直接比较成像评估。该实验表明聚合物瓣膜具有出色的MRI兼容性，并允许对聚合物瓣膜进行详细的形态学评估，没有伪影。最后，聚合物瓣膜与临床灭菌技术的兼容性通过基于试验台的评估使用和不使用灭菌进行评估，并且灭菌PHV的耐用性和流体动力学性能没有受到不利影响。

一项体内短期可行性研究在75-80kg绵羊中通过左侧开胸手术进行了CPB和CA心脏手术模型，恢复时间为1至24小时。在所有情况下，使用4-0普洛林缝合线以超环方式插入19mm J6聚合物瓣膜。术后1小时记录体内超声心动图评估，持续平均收缩压为96±8mmHg。没有任何瓣膜周围或跨瓣膜反流的证据。平均跨瓣峰梯度的测量值示出为23±3mmHg，与19mm J6瓣膜的基于工作台的流体动力学性能一致。

这3只动物中的一只在手术完成后保持24小时，并成功拔管用于短期瓣膜完整性和生物相容性的拔管后安全评估。该动物未进行抗凝治疗，仅接受300毫克/天的阿司匹林。验尸证实聚合物瓣膜结构完整，没有任何急性瓣膜凝块/血栓的证据。

本领域技术人员将理解，前述描述集中于本发明的特定示例，并且本发明不限于这些示例。本发明在权利要求中定义。

Claims (25)

1.一种制造心脏瓣膜的方法，所述方法包括：

由包含第一嵌段共聚物的材料注塑成型所述心脏瓣膜的第一部分的步骤，其中所述第一部分的注塑成型是在低于所述第一嵌段共聚物的有序-无序转变温度的温度下进行的，使得相结构存在于熔融的第一嵌段共聚物中；

由包含不同于所述第一嵌段共聚物的第二嵌段共聚物的材料注塑成型所述心脏瓣膜的第二部分的步骤，通过在所述第一部分上二次注塑以形成二次注塑结构，其中所述第二部分的注塑成型是在低于所述第一嵌段共聚物和所述第二嵌段共聚物的有序-无序转变温度的温度下进行的，使得相结构存在于熔融的第二嵌段共聚物中并保持存在于所述第一嵌段共聚物中；以及

冷却所述二次注塑结构的步骤，而不在所述注塑成型所述第二部件的步骤和所述冷却步骤之间将其加热到所述有序-无序转变温度以上，以保持在所述注塑成型步骤中产生的所述相结构的排列并在所述第二部分中产生各向异性的物理特性。

2.根据权利要求1的方法，其中所述第一嵌段共聚物具有比所述第二嵌段共聚物更高的有序-无序转变温度。

3.根据权利要求1或2的方法，其中所述第一嵌段共聚物和所述第二嵌段共聚物由相同的构成单体组成。

4.根据前述权利要求中任一项的方法，其中所述第一嵌段共聚物和所述第二嵌段共聚物都是苯乙烯类嵌段共聚物，可选地都是苯乙烯类三嵌段共聚物。

5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，还包括在所述注塑成型所述第二部件的步骤之后对所述二次注塑结构进行退火的步骤。

6.根据权利要求5的方法，其中所述退火步骤包括在低于所述第一共聚物和所述第二共聚物的所述有序-无序转变温度和高于所述第一共聚物和所述第二共聚物的玻璃化转变温度的温度下保持所述二次注塑结构。

7.根据权利要求5或6所述的方法，其中所述退火步骤持续1分钟或更长，可选地持续2分钟或更长，进一步可选地持续4分钟或更长。

8.根据权利要求5至7中任一项所述的方法，其中所述退火步骤持续10分钟或更短，可选地持续8分钟或更短，进一步可选地持续6分钟或更短。

9.根据前述权利要求中任一项的方法，其中所述冷却步骤包括将所述二次注塑结构的温度降低至低于所述第一嵌段共聚物和所述第二嵌段共聚物的玻璃化转变温度。

10.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述冷却步骤包括以10℃/min或更高的速率将所述二次注塑结构的温度降低20℃或更多。

11.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述冷却步骤发生在从模具中取出所述二次注塑结构之前。

12.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述第一部分的注塑成型步骤和/或所述第二部分的注塑成型步骤以0.1至10cm³/s、可选地0.5至5cm³/s、进一步可选地1至3cm³/s的体积流速发生。

13.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述第二部分包括心脏瓣叶。

14.根据权利要求13所述的方法，其中所述注塑成型所述第二部分的步骤的注入点位于所述瓣叶的中心点。

15.根据权利要求13或14所述的方法，其中所述瓣叶是部分圆柱面形状。

16.根据权利要求13至15中任一项所述的方法，其中所述瓣叶的平均厚度在0.20mm至0.70mm的范围内、可选地在0.3mm至0.50mm的范围内、进一步可选地在0.37mm至0.42mm的范围内。

17.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述第二嵌段共聚物的杨氏模量低于所述第一嵌段共聚物的杨氏模量，可选地其中所述第二嵌段共聚物的各向同性杨氏模量比所述第一嵌段共聚物的各向同性杨氏模量小至少20MPa，进一步可选地小至少40MPa，更进一步可选地小至少50MPa。

18.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述第一部分包括支架。

19.一种心脏瓣膜，由根据前述权利要求中任一项所述的方法制造。

20.一种心脏瓣膜，包括：

由包含第一嵌段共聚物的材料成型的第一部分，所述第一嵌段共聚物表现出由其构成嵌段形成的相结构；以及

由包含不同于所述第一嵌段共聚物的第二嵌段共聚物的材料成型的第二部分，所述第二嵌段共聚物表现出由其构成嵌段形成的相结构，

其中所述第二嵌段共聚物的相结构被排列成在所述第二部分中产生各向异性的物理特性。

21.根据权利要求20所述的心脏瓣膜，其中所述第二部分包括心脏瓣叶。

22.根据权利要求21所述的心脏瓣膜，其中所述瓣叶在其表面上具有变化的厚度。

23.根据权利要求20至22中任一项所述的心脏瓣膜，其中所述第一部分包括支架。

24.根据权利要求23所述的心脏瓣膜，其中所述支架包括缝合环。

25.根据权利要求24所述的心脏瓣膜，其中所述缝合环包括用于供缝合针穿过的孔。

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