JP2000511095A - 拡張可能な生体補綴弁ステント - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 ヒドロゲルから製造される生体補綴用弁ステントであって、ヒドロゲルが、水和された際、生理的状況下においてヒト大動脈弁付け根が経験する最大のひずみ以上の最大引張り応力時のひずみ量を有し、大動脈根の弾性係数に類似した弾性係数を有し、大動脈根の緩和速度に類似する緩和速度を有する生体補綴用弁ステント。

Description

【発明の詳細な説明】 拡張可能な生体補綴弁ステント 発明の分野 本発明は生体補綴弁、特に拡張可能な生体補綴弁ステントの製造法に関する。 発明の背景 ２つの基本型の人工心臓弁が病気にかかった人間の心臓弁の交換に利用可能で ある。第１の型は、プラスチックや金属のような硬い合成材料から製造される機 械的な弁である。この弁の使用は血栓形成に関連しており、患者への長期間の抗 凝血剤の投与を必要とする。 第２の型は、人工の支持体であるステントに保存動物組織の小葉状の弁膜を取 付けて構成される組織弁ないし生体補綴弁である。 生体補綴心臓弁の耐用年数はおよそ12年から15年に制限されている。生体補綴 心臓弁が長期にわたって使用できないのは、主として弁の機械的特性と心拍周期 中に人工弁が取りつけられている大動脈根が拡張および縮小する際にステント構 造物が剛直であるために組織小葉体にかかる応力によると信じられている。天然 の心臓弁の重要な特徴は、心収縮時にその径を10％以上拡張することができるこ とである。この大動脈根が拡張するので、心収縮時に弁をより良く開放させるこ とにより血流を容易にし、心臓弁膜尖の曲げを最小限に抑え、内部曲げ疲労可能 性を減らすことができる。 人工心臓弁の剛直性を克服し、心収縮時の大動脈根の拡張に適合させる試みに おいて、ピボット式ステントポストを持つ生体補綴弁が考え出された(カナダ国 特許第2,123,824号)。 米国特許第5,258,023号は、天然組織の小葉材料の機械的破損を回避するため の試みに関し、合成材料から製造した小葉様弁膜を開示する。 これらの形状は血流力学面での改善は認められるが、人工心臓弁ステントの剛 直性に起因する問題を全く解決していない。拡張可能で、弾力性があり、頑丈で 、心収縮時に弁をより良く開放することで血流を容易にし、弁の破損を減らすた めに、心臓弁膜尖の曲がりを最小限に抑える人工心臓弁ステントに対する需要は なお存在している。 発明の概要 本発明はヒドロゲルから製造する生体補綴ステントを提供する。ヒドロゲルの ステントは生体補綴弁への使用に十分な強度と、従来利用可能な弁ステントより もはるかに大動脈根に類似した柔軟性および弾力性とを併せ持つ。 本発明は、ヒドロゲルから製造される生体補綴ステントであって、水和した際 に（ａ）生理的条件下での人間の大動脈根で起こる最大のひずみ量よりも大きい 最大引張り応力（ultimate tensile stress：ＵＴＳ）時のひずみ値を有し、（ ｂ）大動脈根に類似した弾性率を有し、（ｃ）大動脈根と類似した緩和速度を有 するヒドロゲルから製造される生体補綴弁ステントを提供する。 本発明は、生体補綴弁ステントの製造方法であって、（ａ）製造されるステン トの形状に一致する空隙部を準備するステップと、（ｂ）上記空隙部に選択した ヒドロゲルの溶液を充填するステップと、（ｃ）ヒドロゲルを固化させるステッ プと、（ｄ）キャビティーから固化したヒドロゲルを取り出し、ヒドロゲルを適 当な時間にわたって水和させるステップとからなる生体補綴弁ステントの製造方 法を提供する。 本発明は、（ａ）請求項１から請求項５のいずれか一つによるステントと、（ ｂ）心臓の収縮および拡張時に開閉するよう調整された心臓弁膜尖を各々定める 一般に三角形をした３枚の小葉を持つ小葉弁手段と、（ｃ）ステントに小葉弁手 段を取り付ける手段とからなる生体補綴心臓弁を提供する。図面の簡単な説明 本発明のある実施態様は、以下の添付図面を参照して記載されている。 図１Ａは、非圧縮状態の水和したポリ（ｈｅｍａ）心臓弁ステム（左側）とア クリルのステント（右側）を示す。 図１Ｂは、圧縮状態のポリ（ｈｅｍａ）心臓弁ステム（左側）と非圧縮状態の アクリルのステント（右側）を示す。 図２は、ヒドロゲルのステントを溶液流し込み法により製造するための鋳型形 状を示す図である。 図３は、図２に示したタイプの鋳型の切断図である。 図４は、鋳型設備の概略図である。 図５は、様々な回数の凍結・解凍サイクルを経た後のポリビニルアルコール（ ＰＶＡ）と動脈根（白線）の応力ひずみ曲線を示す。 発明の詳細な説明 本発明は、ヒドロゲルから製造される拡張可能な生体補綴弁ステントとそのよ うなステントを製造するための方法を提供する。発明のステントは弾力性があり 、拡張可能であると同時に頑丈である。 ヒドロゲルは溶解することなく多量の水を吸収することが可能な親水性の高分 子ないしはポリマー網目組織である。網目組織はポリマー分子間の交差結合、結 晶領域およびからみあいを含む。 ヒドロゲルは、乾燥状態では硬く、水和すると柔軟であるという興味深い特性 を有する。これらの特性により、ヒドロゲルは乾燥時の硬い状態で望ましい形状 にフライス加工や機械加工し、水和することにより柔軟で拡張可能になるため、 生体補綴弁ステントの製造に関し理想的な材料である。 ヒドロゲルは様々な非水溶媒に可溶であるため、適切な鋳型に流し込むことに より弁ステントとして成形することもできる。 好ましい実施態様によれば、本発明はヒドロゲルから製造される心臓弁ステン トを含む。心臓弁ステントは僧房弁、大動脈弁および三尖弁に利用可能である。 本発明の生体補綴弁は心臓弁以外の人体の弁の交換に利用することが計画されて いる。例えば、他の実施態様では、本発明の弁は、失禁の治療のため、欠陥のあ る括約筋を交換するような尿道での使用に合わせて改良してもよい。また、本発 明の弁は体液の圧力を減らすため眼や脳に使用することもできる。 好ましい実施態様において、本発明はヒドロゲルから製造される大動脈弁を含 む。 本発明の拡張可能な心臓弁ステントの製造に関し、生体適合性を有し、大動脈 根の機械特性（例えば、伸展性、靭性）に類似する機械特性を有するいかなるヒ ドロゲルも利用可能である。 本発明による弁ステントは、例えば、ポリビニルアルコール、ポリアクリルア ミド、ポリ(Ｎ−ビニルピロリドン)、ポリヒドロキシルエチルメタクリレート、 ポリエチレンオキシド、ポリエチレングリコール、ポリエチレングリコールモノ メチルエーテル、セルロース類（もしくは他の多糖類）のような中性ヒドロゲル 、またはポリアクリレート、ポリメタクリレート、ポリメタクリル酸メチル、ポ リ乳酸のようなイオン性ヒドロゲルから製造できる。 人工大動脈弁用の生体補綴弁は完全に水和させた際に以下の特性を有すること が望ましい。 １．最大引張り強度（ultimate tensile strength：ＵＴＳ）時のひずみ量が 生理的条件下での人間の大動脈根で起こる最大のひずみ量以上であり、心収縮時 の大動脈の大きさに合わせてステントが拡張することを保証する。 生理的血圧領域内での大動脈の拡張によって引き起こされる引張りが、ステン ト材料の弾性域、すなわち変形が可逆的である応力領域を超えるべきではなく、 ステントのヒドロゲル材料の塑性変形は起こるべきではない。生理的血圧領域と いう語は、人体が通常時もしくは病気にかかった状態のいずれかに直面する血圧 領域を意味する。 ２．コンプライアンスまたは弾性率が大動脈根の弾性率と一致するか、もしく は類似する。 ３．緩和速度が大動脈根の緩和速度と類似する。 心臓弁ステントに使用するヒドロゲルは、ＵＴＳ時に少なくとも20％のひずみ 量を有する。好ましくは、ＵＴＳ時のひずみ量は30％から90％までである。 ヒドロゲルは、およそ0.01〜10Ｍｐａの弾性率を有し、好ましくはおよそ0.5 〜20Ｍｐａの弾性率を有し、特に好ましくはおよそ0.1〜1Ｍｐａの弾性率を有す る。 ヒドロゲルはおよそ３〜９ｋＰａ／秒の緩和速度を有し、好ましくはおよそ４ 〜8ｋＰａ／秒の緩和速度を有し、特に好ましくはおよそ５〜７ｋＰａ／秒の緩 和速度を有する。 好ましい実施態様によれば、本発明による大動脈弁ステントはＵＴＳ時のひず み量がおよそ30〜90％であり、弾性率がおよそ0.1〜1Ｍｐａであり、緩和速度が およそ５〜７ｋＰａ／秒であるヒドロゲルから製造される。 人間の生体内で経験する最大心収縮圧力（安静時の120ｍｍＨｇから人間が激 しい肉体運動をした際の400ｍｍＨｇ）によれば、ラプラス方程式ないし周方向 （Hoop Stress）応力方程式（応力＝圧力×半径÷大動脈根の厚さ）を用いた計 算で0.32〜1.00Ｍｐａの範囲の理論応力訃算値が得られる。 ヒドロゲルの心臓弁ステントは、人間の心拍周期中に経験する血圧での天然の 心臓弁の半径方向の拡張に類似した拡張を行うことができる。そのため、交換さ れた弁の本来の機能をより綿密に再現することができる。 ヒドロゲルでの製造に関し、いかなる弁ステントのデザインを選択してもよい 。一つの実施形態においては、脱水ヒドロゲルのブロックもしくはシリンダー から開始し、ステントを必要な寸法に機械加工してよい。機械加工プロセスはコ ンピュータ支援機械加工により制御してよい。例えば、この目的のために手動回 転式の鉛直割り出し台を備え付けた３軸デジタルフライス盤が使用される。機械 加工プロセスにおいて、1.75インチ×1.25インチのポリ（ｈｅｍａ）ブランク材 が使用された。機械加工時、材料を冷却するのに圧縮空気を用いた。完成したス テントは再び水和させるため水中に移された(４〜６時間)。機械加工された心臓 弁ステントは、再び水和させることで拡張可能になる。 別の実施態様によれば、溶液流し込み法は実施例４で後述するように、ヒドロ ゲルから弁ステントを製造する上で便利な方法を提供する。望まれるデザインの ステントに合わせてキャビティーを形成する。選択したヒドロゲルを適当な溶媒 に溶解させたものを型に流し込み、このキャビティーをステントの形成のために 使用する。 型のキャビティーを形成するのに使用するステントはいかなる材料であってよ く、例えば、ヒドロゲルのブロックから機械加工したヒドロゲルのステントであ ってよく、プラスチックや他の硬い材料でできたステントであってもよい。 選択したヒドロゲルの溶液を、鋳型に流し込み固化させる。ヒドロゲルが固化 した時点で鋳型を開き、形成したヒドロゲルのステントを水中で水和させる。ヒ ドロゲルのステントは３時間から６時間以内に90％まで水和されるが、完全な水 和を保証するためには24時間の水和を実施する。完全に水和されたか否かは、乾 燥したステントを計量し、その後ステントの重量が一定になるまで定期的に計量 することでモニタできる。 好ましい実施態様によれば、ステントはＰＶＡから溶液流し込み法で製造する 。ＰＶＡのステントは、鋳型から取り外す際に十分な剛性を与えるため、鋳型に 入れた状態で１回の凍結・解凍サイクルにさらしてもよい。ＰＶＡのステントは 鋳型から取り出した後、大動脈に類似した望ましい機械特性が得られるまでさ らに凍結・解凍サイクルを受ける。その代わりに、第１の凍結・解凍サイクルを 受けた後もステントを鋳型内に保持し、望ましい機械特性が得られるまでさらに 凍結・解凍サイクルを受けてもよい。ステントはその後鋳型から取り出される。 好ましい実施態様においては、合計４回の凍結・解凍サイクルを受ける。 本発明によるヒドロゲルのステントは、硬い材料製のステントと同様に、従来 から用いられているダクロンのカバーに挿入される。カバーは米国特許第2,123, 824号の実施例に記載されているような従来実施されている方法で小葉様弁膜に 取り付けられる。 例えば、小葉はグルタールアルデヒド（glutaraldehyde）で前処理されたウシ 心臓周囲組織やグルタールアルデヒドで前処理されたブタ大動脈弁尖を含むもの でよい。 実施例 本発明の説明のために実施例を示す。ただし、実施例は本発明の範囲を制限す るものではない。 実施例１ ポリ（ｈｅｍａ）(#19,206.6)はアルドリッチ・ケミカルから入手した。ポリ （ｈｅｍａ）13％のメタノール溶液を調製し、薄膜としてテフロン表面上に流し 込み一晩凍結乾燥させた。サンプルはその後、蒸留水中で再水和させ、５ｍｍ× 10ｍｍの細片に切断された。ＭＴＳ張力試験装置（ＭＴＳ社、ミネソタ州、ミネ アポリス）を用いて標準単軸試験が実施され、サンプルはポリプロピレンサンプ ルと比較された。 結果を表１に示す。結果はポリ（ｈｅｍａ）が高伸張性、高伸展性および生理 的に可能な圧力以上の圧力にも耐え得る能力を有することを示している。 実施例２ 心臓弁ステントは、ポリ（ｈｅｍａ）と先進的なコンピューター支援設計（Ｃ ＡＤ）／計算機数値制御（ＣＮＣ）フライス加工装置を用いて製造された。フラ イス加工に要した時間は合計で約２時間であった。図１にこのようにして製造さ れた非圧縮状態および圧縮状態でのステントを示す。圧縮状態の図はポリ（ｈｅ ｍａ）心臓弁ステントの伸張性を示すものである。 実施例３ ＰＶＡの機械特性は対照としてブタおよびヒトの大動脈根を用いて評価した。 ＰＶＡ（デュポンカナダ社：Elvanol ＨＶ99.0〜99.8％加水分解（ＭＷ1,000,00 0))の13％(W/V)溶液をシャーレに流し込み、１つのサイクルが−70℃での11〜13 時間の放置と、室温（25℃）での11〜13時間の放置からなる熱サイクルが実施さ れた。ＰＶＡは材料試験装置（ＭＴＳ）を用いた張力試験のため、長方形の細片 （20ｍｍ×10ｍｍ×５ｍｍ）に切断された。 図５の応力ひずみ曲線は、熱サイクルの回数が増加するにつれて弾性係数が漸 増していることを示している。ヒト大動脈の機械特性は、４回の熱サイクルを受 けたＰＶＡの機械特性と良く一致している。表２および表３に、試験結果をさら に示す。結果はこのＰＶＡの特性がヒト大動脈の特性とよく一致していることを 示している。熱サイクルにより、解凍中に分子鎖のエントロピー型再配列が起き る。この再配列は炭素鎖間に物理的な架橋結合を起こさせる。結果的に、このプ ロセスはポリマーの弾性率を増加させる。熱サイクルを繰返すと(４回まで)、機 械特性は引き続き向上させる。 実施例４ Medtronicステントに類似する形状のポリエチレンのステントが、ＣＡＤを用 いて設計され、エバンスが論文に表した（"Machining of poly（hema）stent"(1 992)，Evans，D.，4^th year Engineering Thesis，University of Western Onta rio）コンピューター制御機械加工手法を用いてポリエチレンから機械加工され た。このステントは溶液流し込み鋳型を形成するためのひな型として使用さ れた。 この鋳型は、図２に示すように、ステントの内径部分を形成するために使用す る中心ロッドを含み、中心ロッドは鋳型で覆われている。 また、図２には、流し込みの完了後、鋳型が開放できるよう設計されているこ とが示されている。鋳型材料には、流し込まれたステントを取り出す際に使用す る１本の垂直方向の切りこみが入れられている。溶液の形でＰＶＡやポリ（ｈｅ ｍａ）を流し込むため、鋳型キャビティーには溶液を流し込むための適切な場所 が存在する。鋳型はまた、鋳型キャビティー内部の空気を外に逃がして、流し込 むポリマー溶液で置換できるようにするための手段も有する。鋳型充填材は、鋳 型中心の底部分に開けられたキャビティーを有するよう設計されている。さらに 、鋳型中心には、溶液を鋳型中心内部のキャビティーから鋳型キャビティー自体 に移動させるために使用する直径1/32インチの３つの穴が120°間隔で鋳型中心 まで開けられている。これらの穴が図２に示す３つの弁ポスト頂部の直下にある 下部ステントリングの位置にくるように、鋳型が配置される。 ダウは特定の用途のための鋳型を製造するための異なる機械特性を有するいく つかの鋳型製造パッケージを提供している。鋳型パッケージは全て、液体のシリ コンゴムベースと、このシリコンベースを硬化させるために使用する触媒を含む 。触媒はこの硬化プロセスを実施するための付加重合に使用する。以下に示すシ ラスティック（silastic）鋳型製造パッケージの特性は、適切な鋳型材料を決定 する際に使用すべきである。 シラスティックＥタイプ鋳型材を溶液流し込み操作に使用すべきと決定した。 鋳型製造時に比較的粘性が低いことは、鋳型を製造するためにベースと触媒の混 合物を注入する際に重要である。粘性が低い方が、高い粘性を持つ混合物に比べ 、ステントの幾何形状によく合うようにするのが容易である。他の非常に重要な 特性は、引張強度、引裂強度および伸びである。鋳型は１つの垂直切断面のみを 有し、鋳型から鋳造されたステントを取り出すことができる程度の柔軟性が必要 であるとともに、ステントを取り出すときの大きな伸びにも耐える強度を有する よう、これらの機械特性は比較的高度であるべきである。全てのシラスティック 鋳型材にとって最も重要な特性の一つは、鋳型製造手順時に感知可能な寸法変化 が起こさないことである。このような特性は、鋳型の収縮を考慮に入れるといっ た多くのパラメータに余裕を持たせたいので重要である。 設備のアルミニウム製の鋳型中心およびアルミニウム配管からなる短い部品と いう２つの鋳造装置の部品が鋳型を形成するために使用される。図３に鋳型の製 造プロセスを図示する。第１のステップでは、ステントの寸法を増加させ、それ により流し込み製造される心臓弁の寸法を増加させるために、ステントにパラフ ィンワックスが塗布された。鋳型を製造するためのステントは、先に述べた鋳型 材充填用の穴が、弁ポスト頂部の直下で、下部ステントリングの中央に位置する ように、直立させて配置しなければならない。ステントを取り付けた鋳型中心を 75℃で溶融させたパラフィンワックスに浸してから取り出す。パラフィンワック スを固化させた後、ステントの周辺部分であって、弁の支柱部分で囲まれた区域 のようなステントの特徴部分と下部リングの間の部分からワックスを取り除くの にナイフを使用する。この手順はワックス層が厚さ0.5ｍｍになるまで３回繰 り返される。鋳型中心とステントは、穴を持たない別のアクリル板上に各々置か れた厚さ5/8インチのアクリル板にあるすべりばめ用の穴を介して配置された。 この手順は、流し込みを行う前の鋳型中心を5/8インチ程アクリル基盤に圧入す るために行った。これを相殺するため、すべりばめ用の穴（鋳型中心の外径に関 して）を持つアクリル板が使用された。内径1.75インチ、長さ2.5インチの配管 がアクリル上面の鋳型中心の軸のまわりに配置された。これは硬化する際に鋳型 材をキャビティー内に留まらせるために使用された。キャビティーに必要なベン ト用の穴を作るため、3/64インチモノフィラメントの一端を個々の弁ポスト頂部 に、他端をアルミニウム管の上縁部分に取り付けた。鋳型材はシリコンゴム化合 物と触媒を10：１の比で混合させたもので、鋳型材は完全に混合された後、アル ミニウム管におよそ2.125インチの高さまで注入された。鋳型製造装置全体は50 分間80psiの減圧環境下に置かれた。これは鋳型材料中に含まれる気泡を除去し やすくするためである。鋳型製造装置は鋳型を硬化させるため48時間放置された 。アルミニウム管は鋳型を取り出すため縦方向に２ヵ所（180°間隔）切断され た。鋳型材は、鋳型を製造するためのステントを取り出すため、および先に述べ た鋳型の開閉のための手段を提供するためにナイフを用いて注意深く縦方向に１ 回切断された。 図４に鋳型製造装置の部品とその寸法の概略を示す。 基部は２枚の厚さ0.5インチのアクリル板からなり、装置の残りの部分の脚と して使用される。これらの脚は流し込みに関連する全ての部品を載せるために使 用される厚さ１インチのアクリル板に接合される。これらの部品にアクリルを使 用した理由は、比較的高価でなく機械加工が容易であるためである。厚さ１イン チの板の中央には、鋳型中心を定位置に圧入するために使用する座ぐりが設けら れた。中央の座ぐりを囲む４つの穴は、流し込み時にアルミニウム管の側面を頂 部にしっかり固定するために用いられるねじを切った棒を取り付けるために使用 される。頂部もアクリル製で、その中央には型締の際に鋳型中心を収容するため のすべりばめ用の穴を持つ。鋳型中心はアルミニウム製で、アルミニウムが選択 された理由は、その表面に接触する溶媒と反応しないためである。鋳型中心の底 部は標準的な注射器を受け入れるために穴あけされ、テープが貼られている。溶 解させたヒドロゲルを鋳型キャビティーに導入するための直径1/32インチの３つ の穴もその際に開けられている。鋳型中心は鋳型を製造するために使用した後、 アクリル基盤上のざぐりに圧入される。 70℃に保たれた水浴内の蒸留水100ｍｌに15gのＰＶＡ粉末を溶解させた。 溶液を鋳型に注入するのに10ｍｌの注射器が使用された。注射器は鋳型中心の 底部の注射器取り付け部に取り付けられた。注射器の内筒部分に圧力を加え、鋳 型中心のキャビティー、鋳型キャビティーへと溶液を充填させ、溶液は最終的に 鋳型のベント用の穴を介して放出された。鋳型溶液の一部をベント用の穴を介し て出させ、鋳型の頂部で収集することで、鋳型が完全に充填されたことを確認し た。図３に全鋳型中での溶液の流れを示す。 鋳型を充填した後、鋳造装置全体は−80℃で15時間冷凍庫に置かれ、装置は冷 凍庫から取り出した後、室温（〜20℃）までゆっくり暖められた。これは、ＰＶ Ａが鋳型から取り出すのに十分な強度を有するよう最低１回の凍結・解凍サイク ルを実施する必要があるためである。 ＰＶＡステントを水中に24時間置き完全に水和させた後、強度を改善するため さらに３回の凍結・解凍サイクルを実施した。 表１：ポリ（ｈｅｍａ）とポリプロピレンの機械的特性の比較 表２：引張り応力値 表３：緩和速度

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ， ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ Ｂ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ， ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，Ｎ Ｏ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ， ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 ダンカン，アンソニー カナダ国、エヌ６エイ ５ビー８ オンタ リオ、ロンドン、スティーヴンソン・ロー ソン・ビルディング、ルーム 319、ザ・ ユニヴァーシティ・オヴ・ウェスタン・オ ンタリオ (72)発明者 キャンベル，ゴードン カナダ国、エヌ６エイ ５ビー８ オンタ リオ、ロンドン、スティーヴンソン・ロー ソン・ビルディング、ルーム 319、ザ・ ユニヴァーシティ・オヴ・ウェスタン・オ ンタリオ (72)発明者 バフナー，デレク カナダ国、エヌ６エイ ５ビー８ オンタ リオ、ロンドン、スティーヴンソン・ロー ソン・ビルディング、ルーム 319、ザ・ ユニヴァーシティ・オヴ・ウェスタン・オ ンタリオ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ヒドロゲルから製造される生体補綴用の弁ステントであって、 （ａ）上記ヒドロゲルが、水和されたときに、生理的環境下でヒト大動脈根が 経験する最大のひずみ量以上の最大引張り応力時のひずみ量と、 （ｂ）ヒト大動脈根の弾性係数に類似した弾性係数と、 （ｃ）ヒト大動脈根の緩和速度に類似した緩和速度と を有する生体補綴用の弁ステント。 ２．上記ヒドロゲルが、 （ａ）少なくとも20％の最大引張り応力時のひずみ量と、 （ｂ）およそ０．０１〜１０Ｍｐａの範囲の弾性係数と、 （ｃ）およそ３〜９ｋＰａ／秒の範囲である緩和速度と を有する請求項１に記載の生体補綴用の弁ステント。 ３．ヒドロゲルがポリビニルアルコール、ポリアクリルアミド、ポリ−Ｎ−ビ ニルピロリドン、ポリ(ヒドロキシルエチルメタクリレート)、ポリエチレンオキ シド、ポリエチレングリコール、ポリエチレングリコールモノメチルエーテル、 セルロース、ポリアクリレート、ポリメタクリレート、ポリアクリル酸メチルお よびポリ乳酸からなるグループから選定される請求項１に記載の生体補綴用の弁 ステント。 ４．ヒドロゲルがポリビニルアルコールヒドロゲルである請求項２に記載の生 体補綴用の弁ステント。 ５．ステントが大動脈弁ステントである請求項４に記載の生体補綴用の弁ステ ント。 ６．生体補綴用弁ステントを製造する方法であって、 （ａ）製造されるステントの形状に一致する鋳型キャビティーを準備するステ ップと、 （ｂ）上記鋳型キャビティーを選択したヒドロゲルの溶液で充填するステップ と、 （ｃ）ヒドロゲルを固化させるステップと、 （ｄ）鋳型キャビティーから固化したヒドロゲルを取り出し、固化したヒドロ ゲルを適当な時間水和させるステップと を含んでなる生体補綴用弁ステントの製造方法。 ７．ヒドロゲルがＰＶＡであり、ステップ（ｃ）が最低１回の凍結・解凍サイ クルを実施することを含む請求項６に記載の生体補綴用弁ステントの製造方法。 ８．充填した鋳型を適当な時間凍結温度下に置き、その後、鋳型を適当な時間 室温に置くステップを含む請求項７に記載の生体補綴用弁ステント製造方法。 ９．凍結温度が約−70℃から−30℃で８時間から24時間にわたり、室温が約15 ℃から30℃で８時間から24時間にわたる、請求項８に記載の生体補綴用弁ステン ト製造方法。 １０．生体補綴用心臓弁であって、 請求項１から請求項５のいずれかに記載のステントと、 心臓の収縮および拡張に合わせて開閉するように調整された各々心臓弁膜尖を 定めるほぼ三角形の３枚の小葉を持つ小葉弁手段と、 上記ステントに上記小葉弁手段を取り付けるための手段と を含んでなる生体補綴用心臓弁。 １１．小葉弁手段が、グルタールアルデヒドで前処理されたウシ心臓周囲組織 もしくはグルタールアルデヒドで前処理されたブタ大動脈弁膜尖からなるグルー プから選定される請求項１０に記載の生体補綴用心臓弁。