JP2018521765A - 自己強化複合材弁尖を含む人工心臓弁 - Google Patents

Abstract

人工心臓弁弁尖は、第１の層を含む自己強化複合材（ＳＲＣ）構造（４００）から構成される。第１の層は、第１の高分子材料から構成された第１の複数の融着繊維（４１０）を含むことができ、各繊維は、リフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている。

Description

本発明は、自己強化複合材（ｓｅｌｆ−ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ）から構成された人工心臓弁およびそれに関連する方法に関する。

２５０，０００を超える心臓弁が、逆流症をもたらす可能性がある弁狭窄症等の構造的欠陥のために毎年世界中で置換されている。弁狭窄症は、心臓弁尖が堅すぎるかまたは融合するために、血液が心臓を通って送り出されるときに心臓弁が完全に開くことができない症状である。弁狭窄症により開口部が狭くなり、それが心臓に負担をかけ、患者に疲労およびめまいをもたらす可能性がある。血液の逆の流れである逆流症により、血液を送り出す心臓の効率が低下し、患者が疲労とともに息切れを感じることにもなる可能性がある。

人工心臓弁等の長期インプラントは、罹患した心臓弁置換に使用することができる。完全に合成材料から作製される人工心臓弁もあれば、合成材料と動物組織、たとえばウシまたはブタの心膜との組合せから作製される人工心臓弁もある。合成材料から作製される人工心臓弁は、不適切な化学的安定性を有するか、または患者の体内に望ましくない生体反応をもたらす可能性があり、一方で、動物組織から作製される人工心臓弁は、多くの場合、弁口が狭くなりかつ／または弁尖が裂けることになる石灰化によってもたらされる構造的劣化に弱い。長期の化学的安定性と、自己心臓弁を模擬することができる機械的特性とを有し得る人工心臓弁が必要とされている。

本明細書では、自己強化複合材弁尖を含む人工心臓弁デバイスおよびそれに関連する方法のさまざまな実施形態を開示する。
例１では、人工心臓弁弁尖は、第１の層を含む自己強化複合材（ＳＲＣ：ｓｅｌｆ−ｒｅｉｎｆｏｒｃｅｄ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ）構造を有する。第１の層は、第１の高分子材料から構成された第１の複数の融着繊維を含むことができる。第１の層の各繊維は、リフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着され得る。

例２では、第２の高分子材料から構成された第２の複数の融着繊維を含む第２の層をさらに含み、各繊維がリフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着され得る、例１の人工心臓弁弁尖である。

例３では、第１の複数の融着繊維および第２の複数の融着繊維が、第１の複数の融着繊維が第２の複数の融着繊維に対して第１の所定繊維角度で配向されるように、少なくとも２つの方向においてほぼ整列されている、例２の人工心臓弁弁尖である。

例４では、第１の複数の融着繊維が、第１の長手方向軸を画定する方向においてほぼ整列され、第１の長手方向軸が人工心臓弁弁尖の自由縁に対して角度をなして配向されている、例１〜３のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例５では、第１の層が第２の層に隣接して配置されている、例２〜４のうちの１つの人工心臓弁弁尖である。
例６では、第１の複数の融着繊維および第２の複数の融着繊維が、ＳＲＣ構造内に二軸配向を形成するように互いに対してほぼ整列されている、例２〜４のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例７では、所定繊維角度が直交角度である、例３〜５のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。
例８では、所定繊維角度が１０度、２０度、３０度、４０度、４５度、５０度、６０度、７０度または８０度のうちの１つである、例３〜５のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例９では、ＳＲＣ構造が、３複合材層ＳＲＣ構造、４複合材層ＳＲＣ構造または５複合材層ＳＲＣ構造を形成するための追加の層を含む、例１〜８のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例１０では、ＳＲＣ構造の３複合材層、４複合材層または５複合材層がそれぞれ三軸配向、四軸配向または五軸配向を形成する、例９の人工心臓弁弁尖である。
例１１では、第１の複数の融着繊維の各繊維が、第１の長手方向軸とほぼ平行である整列された高分子結晶配向を含む、例１〜１０のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例１２では、第１の高分子材料がポリウレタン、ポリイソブチレンウレタン（ＰＩＢ−ＰＵＲ）コポリマー、ポリアミド、ポリイミド、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエーテルエーテルケトンまたはフッ化ポリオレフィンである、例１〜８のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。

例１３では、第１の高分子材料および第２の高分子材料が異なる材料である、例２〜１０のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。
例１４では、第１の高分子材料が高融点ポリウレタンであり、第２の高分子材料が低融点ポリウレタンである、例１３の人工心臓弁弁尖である。

例１５では、第１の層が第２の層に少なくとも部分的に重なっている、例２〜１０のうちのいずれか１つの人工心臓弁弁尖である。
例１６では、第１の層の少なくとも一部が第２の層の少なくとも一部に融着されている、例２の人工心臓弁弁尖である。

例１７では、第１の複数の繊維の各繊維がほぼ正方形、楕円形または六角形の断面形状を有する、例１の人工心臓弁弁尖である。
例１８では、人工心臓弁弁尖を形成する方法であって、高分子材料から作製された複数の繊維を含む繊維状構造を所定時間にわたり所定温度まで圧縮および加熱して、複数の繊維の一部が互いに融着される自己強化複合材（ＳＲＣ）構造を形成するステップを含む方法である。

例１９では、繊維状構造が、複数の繊維であって、それぞれが圧縮および加熱前に約１０ｎｍ〜約５０，０００ｎｍ（または５０マイクロメートル）の範囲の元の繊維径を有する複数の繊維を含む、例１８の方法である。

例２０では、所定温度がガラス転移点（Ｔｇ）〜融点（Ｔｍ）の範囲であり、０〜５０の圧縮ひずみが圧縮および加熱中に繊維状構造の複数の繊維に適用される、例１８の方法である。

ヒトの解剖学的構造内における、本明細書で提供される例示的な人工心臓弁の図である。 図１の人工心臓弁の拡大図である。 自己強化複合材（ＳＲＣ）構造を含む、本明細書で提供される例示的な弁尖の平面図である。 本明細書で提供されるＳＲＣ構造の顕微鏡画像である。 本明細書で提供されるＳＲＣ構造のさまざまな配向の概略図である。 本明細書で提供されるＳＲＣ構造の繊維の結晶配向の概略図であり、ランダムな非晶質ドメインから構成された繊維の図を示す。 本明細書で提供されるＳＲＣ構造の繊維の結晶配向の概略図であり、整列された結晶ドメインから構成された繊維の図を示す。 本明細書で提供される別の例示的な人工心臓弁の図である。

図１は、人体１０５の心臓１０２内における、本明細書で提供される人工心臓弁１００の図を示す。人体１０５は、４つの心臓弁、すなわち肺動脈弁、三尖弁、大動脈弁および僧帽弁を有する。心臓弁の目的は、血液が心臓を通りかつ心臓から、大動脈および肺動脈等、心臓に連結された主要血管内に流れるようにすることである。図１の人工心臓弁１００は、大動脈人工心臓弁であり、それは、大腿部切開部、鎖骨下動脈切開部または直接大動脈切開部から血管を通して配置される展開デバイス１１０（送達カテーテルまたは送達システムとも呼ぶことができる）の使用を含む、経カテーテル大動脈弁置換術（ＴＡＶＲ：ｔｒａｎｓｃａｔｈｅｔｅｒ ａｏｒｔｉｃ ｖａｌｖｅ ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ）処置（経皮的大動脈弁置換術（ＰＡＶＲ：ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ ａｏｒｔｉｃ ｖａｌｖｅ ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ）または経カテーテル大動脈弁留置術（ＴＡＶＩ：ｔｒａｎｓｃａｔｈｅｔｅｒ ａｏｒｔｉｃ ｖａｌｖｅ ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ）とも言われる）を用いて送達することができる。展開デバイス１１０は、人工心臓弁１００を解剖学的構造内の所望の位置まで送達し、植込み部位において植込み可能な心臓弁１００を放出することができる。図１は、大動脈人工心臓弁を示すが、人工心臓弁１００は、場合により別のタイプの心臓弁（たとえば、僧帽弁または三尖弁）であり得ることが当業者によって理解されるべきである。場合により、本明細書で提供される人工心臓弁は、体内の他の種類の弁に広く適用可能であり得る。

図２は、流入端部１０６および出口端部１０８を有する、図１の人工心臓弁１００の拡大図を示す。人工心臓弁１００は、実質的管状体１２０、複数の弁尖１４０、アンカー要素１６０および管状シール１８０を有する。管状体１２０は、環状空洞を有する、半径方向に拡張可能な部材、たとえば環状フレームまたはステントであり得る。図２に示すように、心臓弁１００は、環状空洞内で管状体１２０に結合された３つの心臓弁尖１４０を有することができる。管状体１２０の環状空洞内に配置された３つのアンカー要素１６０は、それぞれ心臓弁尖を管状体１２０に固定することができる。各アンカー要素１６０は、係留要素によって管状体１２０に結合し、締付要素によって弁尖に結合することができる。管状シール１８０は、管状体１２０の少なくとも一部の周囲に配置することができる。特に、管状シールは、流入端部１０６において複数の弁尖の底縁に固定された流入端部分を有し、弁尖の周囲で血流を制限するように流出端部１０８において管状体１２０の外面の周囲に配置された流出端部を有することができる。

人工心臓弁１００は、さまざまな材料から作製することができる。場合により、人工心臓弁１００の少なくとも一部、たとえば弁尖１４０、または管状体１２０の一部は、さまざまな合成材料から作製することができる。場合により、人工心臓弁１００は、完全に合成材料から作製することができる。人工心臓弁１００の合成材料としては、高分子材料、金属、セラミックおよびそれらの組合せを挙げることができる。場合により、人工心臓弁１００の合成材料は、複合材構造を含むことができる。場合により、さらなる段落で考察するように、人工心臓弁は、本明細書で提供される自己強化複合材（ＳＲＣ）構造等の所定のタイプの複合材から作製することができる。

使用時、人工心臓弁１００は、哺乳動物の心臓に（たとえば、外科的にまたは経カテーテル送達を通して）植え込まれる。ポリマー弁尖１４０の縁部分は、互いに接合するように移動して、流体が閉鎖位置で人工心臓弁１００を越えて流れるのを実質的に制限する。弁尖１４０の縁部分は、互いから離れて開放位置まで移動して、流体が人工心臓弁１００を越えて流れるのを可能にする。閉鎖位置と開放位置との間の弁尖の移動は、健康な本物の弁の血行力学的性能を実質的に近似することができる。

図３は、本明細書で提供される人工心臓弁弁尖３００の例を示す。図示するように、弁尖３００は、本体部分３１０（すなわち、弁尖の胴部領域）と、本体部分３１０から外側に延在する２つのスリーブ部分３２０とを含むことができる。場合により、本体部分３１０は、底縁３３０、第１の側縁３４０、第２の側縁３５０および自由縁３６０を有する。弁尖３００は、正面（すなわち、血液が流れてくる側）、背面（すなわち、血液が流れていく側）をさらに含む。本体部分３１０の底縁３３０および側縁３４０、３５０は、縫合するための、かつ本物の弁と同様の弁尖輪郭を形成するような形状とすることができる。スリーブ部分３２０は、図２のアンカー要素１６０等のアンカー要素と適合性があるような形状とすることができる。

人工心臓弁が開閉する際、各弁尖は、開放位置と閉鎖位置との間で曲がる。各弁尖に対する引張りおよび曲げひずみは、その位置に応じて変化する可能性がある。したがって、弁尖３００は、弁が開閉する際にさまざまな方向に伸びることができる。たとえば、弁尖３００は、本体部分３１０およびスリーブ部分３２０に沿って半径方向Ｄ_Ｒもしくは周方向Ｄ_Ｃまたは両方に伸びることができる。心臓弁の弁尖の半径方向Ｄ_Ｒは、半径方向内向きにまたは外向きに延在することができ、たとえば、半径方向は、心臓弁の中心から弁尖の自由縁に沿って交連部まで延在することができる。周方向Ｄ_Ｃは、心臓弁の円周、たとえば、図２の管状体１２０の内周に沿って延在することができる。図３に示すように、半径方向Ｄ_Ｒは、弁尖の自由縁３６０から底縁３３０まで延在し得る。周方向Ｄ_Ｃは、半径方向Ｄ_Ｒに対してほぼ直交する方向に延在する。より具体的には、周方向Ｄ_Ｃは、スリーブ部分の一方の側縁から反対側の側縁まで延在し得る。周方向Ｄ_Ｃはまた、本体部分の一方の側部（たとえば、第１の側縁３４０）から本体部分の反対側（たとえば、第２の側縁３５０）まで延在することも可能であり、それは、弁尖３００の胴部領域における周方向Ｄ_Ｃと言うことができる。場合により、弁尖３００は、半径方向および周方向に対して斜めの角度を有する方向に伸びることができる。

本明細書で提供される人工心臓弁は、自己強化複合材（ＳＲＣ）構造（自己融着（ｓｅｌｆ−ｆｕｓｅｄ）複合材と呼ぶことも可能である）から作製することができる。「自己強化複合材」構造は、複数の融着繊維から構成された複合材料であり、そこでは、各融着繊維の外面は、リフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着される。場合により、ＳＲＣ構造は、単一ポリマーの繊維から作製することができる。場合により、ＳＲＣ構造は、複合繊維、たとえば芯（コア）および鞘（シース）を有する繊維から作製することができ、そこでは、複合繊維の鞘は芯と異なる材料である。本明細書で提供される自己強化複合材構造を用いて、心臓弁弁尖または心臓弁弁尖の一部等、心臓弁デバイスの少なくとも一部を形成することができる。

図４は、複数の融着繊維４１０から構成されている、本明細書で提供される例示的なＳＲＣ構造４００の画像を示し、各融着繊維４１０は、リフロー繊維ドメイン領域４２０によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている。図示するＳＲＣ構造４００は、合わせて緩く緻密化され（ｃｏｍｐａｃｔｅｄ）かつ加熱されている繊維４１０を示す。個々の繊維４１０は、圧縮され加熱されると、繊維４１０間のリフロー繊維ドメイン領域４２０を形成する界面領域において溶融することにより、隣接する繊維に融着され得る。リフロー繊維ドメインは、溶融し、その後冷却された後に再凝固した繊維の部分である。場合により、リフロー繊維ドメイン領域４２０は、元の繊維の外側部分が溶融して再凝固するときに形成することができる。場合により、リフロー繊維ドメイン領域４２０は、元の繊維の表面を１つまたは複数の隣接する繊維の表面に接着して、繊維４１０が互いに融着されるようにすることができる。リフロー繊維ドメインは、場合により、たとえば、隣接する繊維が元の繊維の溶融した外側部分に対して圧縮されるとき、元の繊維の領域から流動する可能性がある。場合により、リフロー繊維ドメインは、元の繊維と少なくとも１つの隣接する繊維との間に事前に存在した間隙（すなわち、孔）を充填することができる。したがって、リフロー繊維ドメイン領域４２０は、元の繊維とその隣接する繊維との間に存在した間隙を充填して、ほぼ閉鎖した孔の形態を有する複数の融着繊維４１０を形成することができる。場合により、ＳＲＣ構造４００は、ほぼ閉鎖した孔の形態を有することができ、それは、構造内の孔（すなわち、空隙）が構造４００の一方の側から構造４００の反対側まで延在しない、すなわち、孔がＳＲＣ構造４００全体を通して連続的に延在しないことを意味する。

ＳＲＣ構造４００は、場合により、ＳＲＣ構造４００の複数の繊維４１０から形成されるリフロー繊維ドメイン領域４２０を含む。したがって、ＳＲＣ構造４００のリフロー繊維ドメインおよび繊維は、場合により、同じ高分子材料から作製することができる。本明細書で用いる「同じ高分子材料」は、同じポリマークラスからの２種以上の材料、またはより具体的には、±１０％の相対標準偏差（ＲＳＤ：ｒｅｌａｔｉｖｅ ｓｔａｎｄａｒｄ ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）の範囲内の数平均分子量を有する２種以上の材料に対して使用される用語である。場合により、ＳＲＣ構造４００の融着繊維により、非融着繊維を有する構造と比較して、引張強度が高くなりかつ／または靭性が大きくなる。したがって、ＳＲＣ構造は、場合により、薄い弁尖を製造するという利益を提供することができ、それは、ＴＡＶＲ処置を用いて植え込まれる弁に対して特に有利であり得る。場合により、ＳＲＣ構造を利用して、たとえば異方性を示す、自己弁尖の機械的特性を模擬することができる人工心臓弁尖を形成することができる。

場合により、ＳＲＣ構造４００は、所与の直径の繊維を圧縮することから得ることができ、それらの繊維は、一方向に整列され（または整列された繊維の層で配列され）、その後、所定時間にわたり融点近くで加熱する間に緻密化される。場合により、結果として得られるＳＲＣは、繊維と同じポリマーから構成されたマトリックスを含むことができ、それは、マトリックスがその内部の繊維の外面を溶融することによって生成されるためである。

場合により、ＳＲＣ構造４００は、第１のポリイソブチレンウレタン（ＰＩＢ−ＰＵＲ）から作製された第１の複数の繊維と、第２のＰＩＢ−ＰＵＲから作製された第２の複数の繊維とを配置することであって、第１のＰＩＢ−ＰＵＲおよび第２のＰＩＢ−ＰＵＲが異なる分子量（ＭＷ：ｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｗｅｉｇｈｔ）および異なるハードセグメント対ソフトセグメント比（ＨＳ／ＳＳ比）を有する、配置することと、第１の複数の繊維および第２の複数の繊維を低融点の方の繊維の融点に近い温度で緻密化することとからもたらすことができる構造である。場合により、異なる分子量またはハードセグメント対ソフトセグメント比を有する第１の複数の繊維および第２の複数の繊維は、同じ層にまたは連続した層に互いに平行に配置することができる。場合により、第１の複数の繊維および第２の複数の繊維は、ＳＲＣ構造４００内で混ぜ合わせるかまたは分離することができる。場合により、ＳＲＣ構造は、第２のＭＷまたはＨＳ／ＳＳ比を有する繊維の後続する第２の層と平行に、または繊維の後続する第２の層と角度をなして、第１のＭＷまたはＨＳ／ＳＳ比を有する繊維の第１の層により形成される層状構造を含むことができる。ＳＲＣ構造４００は、必要に応じて、繊維のある範囲の異なる数の層を含むことができる。たとえば、本明細書で提供されるＳＲＣは、繊維の２つの層、３つの層、５つの層、１０の層、または１１以上の層を有するラミネート構造を含むことができ、後続する層は先行する層に対して角度をなして配置される。場合により、ＳＲＣ構造内の層の数は、最終的な構造の所望の直径および厚さによって制限され得る。

図５を参照すると、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０は、１つまたは複数の層を含むことができ、各層は、複数の繊維から構成された繊維状構造を有する。図示するＳＲＣ構造は、心臓弁弁尖に沿った半径方向（たとえば、図３の心臓弁３００に沿った半径方向）に対して角度をなして配向された繊維を提供することができる。たとえば、図５では、０度は半径方向配向を反映することができ、９０度は周方向を反映することができる。場合により、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０の層は、複数の整列された配向繊維を有する繊維状構造を含むことができる。たとえば、図示する単方向ＳＲＣ構造５００は、心臓弁尖に異方性の機械的特性を与えるように、ほぼ一方向に配向された複数の繊維５０４を有する層５０２から作製される。場合により、複数の繊維、たとえば繊維５０４は、弁尖の一方の縁から弁尖の反対側の縁まで延在することができる。場合により、単方向ＳＲＣ構造５００は、複数の層を含むことができ、各層は、一方向に配向された異なるまたは同じ材料から作製された繊維から構成される。場合により、繊維状構造は、複数のランダムに配向された繊維を含む。

場合により、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０は、１つまたは複数の層を含むことによって形成することができる。場合により、１つの層は別の層の上に配置され得る。たとえば、場合により、第１の層（たとえば、層５０２）は、第２の層の少なくとも一部の上に配置することができる。ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０は、ＳＲＣ構造の１つまたは複数の層を含むことができ、１つまたは複数の層は、場合により、異なる繊維配向を有する。場合により、ＳＲＣ構造の第１の層および第２の層は、同じ材料から作製することができるが、異なる繊維配向を有することができる。図５に示すように、ＳＲＣ構造５１０等のＳＲＣ構造は、二軸構造を含むことができる。二軸ＳＲＣ５１０は、第１の方向に配向された繊維から構成された第１の層５１２と、第２の方向に配向された繊維から構成された第２の層５１３とを含むことができる。場合により、第１の層５１２の第１の方向は、長手方向軸を画定することができ、そこから、必要に応じて第２の層５１３の第２の方向を配向することができる。たとえば、場合により、第１の層５１２の第１の方向は長手方向軸を画定することができ、第２の層５１３の第２の方向は、そこから直交する角度で配向される。場合により、第１の層５１２の第１の方向は長手方向軸を画定することができ、第２の層５１３の第２の方向は、そこから斜めの角度で配向される。場合により、第２の層５１３の第２の方向は、第１の層５１２の第１の方向によって画定される長手方向軸に対して約０度、約１０度、約１５度、約２０度、約２５度、約３０度、約３５度、約４０度、約４５度、約５０度、約５５度、約６０度、約６５度、約７０度、約７５度、約８０度、約８５度または約９０度の角度で配向される。本明細書に記載する心臓弁弁尖のさまざまな場合において、ＳＲＣ構造は、材料について記載する際に「約」という用語を用いて表される、述べられている値のプラスマイナス２度（すなわち、±２°）の範囲で、角度配向の変動を含む繊維を含むことができる。場合により、第２の層５１３の第２の方向は、第１の層５１２の第１の方向によって画定される長手方向軸に対して約０度〜約１０度、約１０度〜２０度、約２０度〜３０度、約３０度〜約４０度、約４０度〜約４５度、約４５度〜約５０度、約５０度〜約６０度、約６０度〜約７０度、約７０度〜約８０度、または約８０度〜約９０度の角度で配向される。

ＳＲＣ構造は、場合により、複数のランダムに配向された繊維を含むことができる。ランダム繊維構成から構成されたＳＲＣ構造は、ヤング率において非常に有用な改善を提供することができる。たとえば、場合により、本明細書で提供されるＳＲＣ構造（たとえば、キャストフィルムおよびフィルム）は、緻密化繊維のない構造と比較して、ヤング率を少なくとも約１０％、約２０％、約３０％、約４０％、約５０％または約５０％超だけ増大させるように加熱緻密化繊維を含むことができる。場合により、本明細書で提供されるＳＲＣ構造（たとえば、キャストフィルムおよびフィルム）は、緻密化繊維のない構造と比較して、降伏点伸びを少なくとも約１０％、約２０％、約３０％、約４０％、約５０％または約５０％超だけ増大させるように加熱緻密化繊維を含むことができる。本明細書で提供されるＳＲＣ構造（たとえば、キャストフィルムまたはフィルム）は、場合により、たとえば、緻密化繊維を有してない構造と比較した場合、繊維の整列の方向において少なくとも約２５％、約５０％、約６０％、約７０％、約８０％、約１００％または１００％を超えて極限引張強度を増大させるような繊維構成を含むことができる。場合により、ＳＲＣ構造は、規則正しい整列された構成を有する繊維を含むことができる。整列された規則正しい繊維構成を含むＳＲＣ構造は、特定の方向において繊維構造のヤング率の実質的な増大を提供することができる。整列された繊維構成は、所望の軸方向における高い強度と、心臓弁弁尖材料の頑強性を増大させることができる異方性とを提供することができる。

依然として図５を参照すると、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０は、二軸構造５１０、三軸構造５２０または四軸構造５３０を含むことができる。場合により、ＳＲＣ構造５１０、５２０、５３０は、異なる角度で配向された繊維から構成することができる。場合により、ＳＲＣ構造５１０、５２０、５３０の繊維（または繊維の層）は、異なる角度で配向することができる。たとえば、図５に示すように、三軸ＳＲＣ５２０は、第１の方向を有する第１の複数の繊維と、第１の角度で第２の方向を有する第２の複数の繊維と、第２の角度で第３の方向を有する第３の複数の繊維とを含むことができる。場合により、たとえば、三軸ＳＲＣ５２０は、第１の方向に配向されかつ長手方向軸を画定する繊維を有するＳＲＣ材料から構成された第１の層と、長手方向軸から約４５度の第２の方向に配向された繊維を有するＳＲＣ材料から構成された第２の層と、長手方向軸から約９０度の第２の方向に配向された繊維を有するＳＲＣ材料から構成された第３の層とを含むことができる。依然として図５を参照すると、場合により、四軸ＳＲＣ５３０は、第１の方向を有する第１の複数の繊維と、第１の角度で第２の方向を有する第２の複数の繊維と、第２の角度で第３の方向を有する第３の複数の繊維と、第３の角度で第４の方向を有する第４の複数の繊維とを含むことができる。

場合により、多層ＳＲＣ５１０、５２０、５３０のうちの少なくとも２つの層は、互いに対して同じかまたは異なる角度で配向することができる。場合により、ＳＲＣ構造は、６つ以上の層、たとえば、五軸ＳＲＣ構造（図示せず）を含むことができる。場合により、本明細書で提供される弁尖において特定の方向における機械的特性を増大させ、かつ／または最大限にするために、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０内で繊維を所望の配向で配置することができる。ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０に異なる繊維配向を有する複数の層を含めることにより、必要に応じて異なる方向においてＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０の機械的特性を変更することができる。

ＳＲＣ構造は、場合により、２種以上の別個のポリマーから作製された繊維の２つの層、３つの層、５つの層、１０の層、または１１以上の層を含むことができるラミネート構造である。たとえば、場合により、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０の第１の層および第２の層は、異なるが熱融着性の相溶性材料（たとえば、相溶性高分子材料）から作製することができる。第１の層および第２の層は、場合により、同じ繊維配向を有するように配向することができる。例示的なＳＲＣは、場合により、ポリアミドから作製されたＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０から構成された第２の層に熱融着され得る、ポリウレタンから作製されたＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０から構成された第１の層を含むことができる。場合により、ＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０の第１の層および第２の層は同じ材料から作製することができるが、異なる物理特性を有することができる。たとえば、場合により、人工心臓弁尖材料は、第１のポリウレタンから作製されたＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０から構成された第１の層と、第１のポリウレタンより低いデュロメータ硬さを有する第２のポリウレタンから作製されたＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０から構成された第２の層とを含むことができる。

図６Ａおよび図６Ｂを参照すると、本明細書で提供されるＳＲＣ構造（たとえば、図５のＳＲＣ構造５００、５１０、５２０、５３０）の各繊維６００、６５０は、複数の高分子結晶６１０、６６０から構成された高分子材料から作製することができる。高分子結晶６１０、６６０は、隣接する高分子鎖の分子内折畳みおよび／または積層によって形成される３次元秩序化の領域である。場合により、図６Ａに示すように、個々の繊維６００は、主に、非晶質ドメインまたはランダムに配向された高分子結晶６１０から構成することができる。場合により、図６Ｂに示すように、個々の繊維６５０は、主に、結晶または半結晶ドメイン、たとえば、一方向に配向されている整列された結晶６６０から構成することができる。場合により、個々の繊維６５０は、２つ以上の方向に配向されている整列された結晶６６０を含むことができる。たとえば、場合により、各繊維６５０は、単軸、二軸、三軸または四軸配向で構成された結晶６６０を含むことができる。場合により、繊維６００、６５０は、個々の繊維６００、６５０の結晶構造が、本明細書で提供される心臓弁弁尖において特定方向における機械的特性を増大させ、かつ／または最大限にするように整列されるように、ＳＲＣ構造内で配向することができる。

本明細書で提供されるＳＲＣ構造（たとえば、繊維およびリフロー繊維ドメイン領域）は、さまざまな高分子材料から構成することができる。さまざまな場合において、ＳＲＣ構造、たとえば繊維（たとえば、繊維６００、６５０）は、医学的に好適な高分子材料から作製することができる。好適な高分子材料としては、限定されないが、ポリプロピレン、ポリエステル、Ｅ・Ｉ・デュポン・ド・ヌムール・アンド・カンパニー（Ｅ．Ｉ．ＤｕＰｏｎｔ ｄｅ Ｎｅｍｏｕｒｓ＆Ｃｏ．）のテフロン（ＴＥＦＬＯＮ）（登録商標）等のポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエチレン、ポリウレタン、ポリアミド、ナイロン、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリスルホン、ガラス繊維、アクリル樹脂、チタン、ポリビニルアルコール、カーボン、セラミック、金属（たとえば、チタン、ステンレス鋼）およびそれらの組合せを挙げることができる。場合により、ＳＲＣを形成するのに好適なポリマーは、ポリウレタン、たとえば、ポリイソブチレンウレタン（ＰＩＢ−ＰＵＲ）、ポリウレタンエラストマー（たとえば、ペレタン（Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ））、ポリエーテル系ポリウレタン（たとえば、テコタン（Ｔｅｃｏｔｈａｎｅ））、ポリカーボネート系ポリウレタン（たとえば、バイオネート（Ｂｉｏｎａｔｅ）および／またはクロノフレックス（Ｃｈｒｏｎｏｆｌｅｘ））およびそれらの組合せから作製され得る。ＳＲＣ構造用の好適なポリマー材料のいくつかの例としては、限定されないが、ポリカーボネート、ポリエーテル、ポリエステル、ポリアミド、ナイロン６、ナイロン１２、ポリエーテルイミドおよびそれらの組合せが挙げられる。場合により、絹系の生体材料からＳＲＣ構造を作製することができる。絹系の生体材料としては、カイコフィブロイン、クモフィブロインまたはカイコガ（Ｂｏｍｂｙｘ ｍｏｒｉ）絹フィブロイン等のシルクタンパク質から構成された材料を挙げることができる。場合により、フィブロネクチン、エラスチン、または他の絹状タンパク質、たとえば、イソギンチャク、ネマトステラ・ベクテンシス（Ｎｅｍａｔｏｓｔｅｌｌａ ｖｅｃｔｅｎｓｉｓ）から導出されるタンパク質であるアネロイン（ａｎｅｒｏｉｎ）等の絹状材料からＳＲＣ構造を構成することができる。

場合により、本明細書で提供される弁尖（たとえば、図３の弁尖３００）のＳＲＣ材料内の繊維およびリフロー繊維ドメイン領域は、液晶ポリマー（ＬＣＰ：ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ ｐｏｌｙｍｅｒ）から作製することができる。ＬＣＰは、高秩序の結晶構造の領域が内部に形成されていることにより半結晶特性を有する、特別な種類の芳香族ポリエステルおよび／またはポリアミドコポリマーである。ＬＣＰから作製される好適な繊維材料としては、限定されないが、ベクトラン（Ｖｅｃｔｒａｎ）（登録商標）等のサーモトロピックポリエステル、ポリ（ｐ−フェニレンテレフタルアミド）（ＰＰＴＡ）およびポリ（フェニレンベンゾビスオキサゾール）（ＰＢＯ）ならびにそれらの組合せが挙げられる。周知のＬＣＰとしては、ケブラー（Ｋｅｖｌａｒ）（登録商標）、ベクトラン（Ｖｅｃｔｒａｎ）（登録商標）、ノーメックス（Ｎｏｍｅｘ）（登録商標）、ヘラクロン（Ｈｅｒａｃｈｒｏｎ）（登録商標）、テクノーラ（Ｔｅｃｈｎｏｒａ）（登録商標）、トワロン（Ｔｗａｒｏｎ）（登録商標）およびザイロン（Ｚｙｌｏｎ）（登録商標）が挙げられる。場合により、複合材料に、ゲル紡糸超高分子量ポリエチレン（ダイニーマ（Ｄｙｎｅｅｍａ）（登録商標））等の高性能繊維を利用することができる。

ＬＣＰは、一般に、化学的に不活性であり、高い耐クリープ性、高い弾性率および高い引張強度を有する。ＬＣＰは、強度、頑強性および耐久性を損なうことなく、より薄くかつ小さい寸法、たとえば層厚さまたは繊維径を有する材料を使用するという利点を提供する。場合により、ＬＣＰ繊維の直径は、０．５マイクロメートル（ミクロン）、すなわち約０．０００５０８ｍｍ（０．００００２インチ）程度に小さくすることができ、ＬＣＰ繊維から構成される本明細書に提供される弁尖（たとえば、図３の弁尖３００）の総厚さは、約５０マイクロメートル（５０ミクロン）〜約１００マイクロメートル（１００ミクロン）（すなわち、約０．０５０８ｍｍ（０．００２インチ）〜約０．１０１６ｍｍ（０．００４インチ））程度に薄くすることができる。

場合により、ＳＲＣ構造（たとえば、ＳＲＣ構造の繊維およびリフロー繊維ドメイン領域）は、エラストマーポリマーから作製される。好適な繊維およびリフロー繊維ドメイン領域としては、限定されないが、ホモポリマー、コポリマーおよびターポリマーが挙げられる。ポリエーテル、パーフルオロポリエーテル、ポリカーボネート、ポリイソブチレン、ポリシロキサンまたはそれらの組合せ等のソフトセグメントを含むポリウレタン等、さまざまなポリウレタンを用いて、繊維およびリフロー繊維ドメイン領域を構築することができる。ポリウレタンハードセグメントとしては、限定されないが、メチレンジフェニルジイソシアネート（ＭＤＩ）、４，４’−メチレンジシクロヘキシルジイソシアネート（Ｈ１２ＭＤＩ）およびヘキサメチレン（ＨＭＤＩ）を挙げることができる。いくつかの実施形態では、ポリマーマトリックスは、たとえば、ポリ（スチレン−イソブチレン−スチレン）（ＳＩＢＳ）トリブロックポリマー等のブロックポリマーから形成することができる。いくつかの好適なエラストマー材料としては、限定されないが、シリコーン、ニトリルゴム、フルオロエラストマー、ポリオレフィンエラストマー、ラテックス型エラストマー、コラーゲン、エラスチン、セルロース、タンパク質、炭水化物から作製されたもの等のさまざまな天然エラストマー、およびそれらの組合せが挙げられる。

本明細書で提供される弁尖（たとえば、図３の弁尖３００）は、約１０ナノメートル（ｎｍ：ｎａｎｏｍｅｔｅｒ）〜約１００ｎｍ、約１００ｎｍ〜約５０，０００ｎｍもしくは５０マイクロメートル、または約０．５マイクロメートル（０．５ミクロン）〜約２００マイクロメートル（２００ミクロン）（すなわち、約０．０００５０８ｍｍ（０．００００２インチ）〜約０．２００６６ｍｍ（０．００７９インチ））の範囲とすることができる元の（すなわち、融着前の）繊維径を有するＳＲＣ複合材構造を含むことができる。場合により、繊維は、少なくとも１マイクロメートル（１ミクロン）（すなわち、０．００１０１６ｍｍ（０．００００４インチ））の元の直径または平均径を有することができる。融着前繊維は、場合により、約１マイクロメートル（１ミクロン）〜約１００マイクロメートル（１００ミクロン）（すなわち、約０．００１０１６ｍｍ（０．００００４インチ）〜約０．１０１６ｍｍ（０．００４インチ））の範囲（それらの間のすべての範囲および値を含む）であり得る。場合により、たとえば、好適な元の繊維径サイズは、約１マイクロメートル（１ミクロン）〜５マイクロメートル（５ミクロン）（すなわち、約０．００１０１６ｍｍ（０．００００４インチ）〜約０．００５０８ｍｍ（０．０００２インチ））、５マイクロメートル（５ミクロン）〜１０マイクロメートル（１０ミクロン）（すなわち、０．００５０８ｍｍ（０．０００２インチ）〜約０．０１０１６ｍｍ（０．０００４インチ））、１０マイクロメートル（１０ミクロン）〜２０マイクロメートル（２０ミクロン）（すなわち、０．０１０１６ｍｍ（０．０００４インチ）〜約０．０２０３２ｍｍ（０．０００８インチ））、２０マイクロメートル（２０ミクロン）〜５０マイクロメートル（５０ミクロン）（すなわち、０．０２０３２ｍｍ（０．０００８インチ）〜約０．０５０８ｍｍ（０．００２０インチ））および５０マイクロメートル（５０ミクロン）〜１００マイクロメートル（１００ミクロン）（すなわち、０．０５０８ｍｍ（０．００２インチ）〜約０．１０１６ｍｍ（０．００４インチ））の範囲を含むことができる。場合により、元の繊維は、約１マイクロメートル（１ミクロン）〜約１０マイクロメートル（１０ミクロン）（すなわち、０．０１０１６ｍｍ（０．０００４インチ）〜約０．０５０８ｍｍ（０．００２０インチ））の範囲（それらの間のすべての範囲および値を含む）の直径を有することができる。場合により、ポリマーから作製される融着前繊維は、約５マイクロメートル（５ミクロン）〜約１００マイクロメートル（１００ミクロン）（すなわち、０．００５０８ｍｍ（０．０００２インチ）〜約０．１０１６ｍｍ（０．００４０インチ））、約１０マイクロメートル（１０ミクロン）〜約７５マイクロメートル（７５ミクロン）（すなわち、０．０１０１６ｍｍ（０．０００４インチ）〜約０．０７６２ｍｍ（０．００３インチ））、約１０マイクロメートル（１０ミクロン）〜約５０マイクロメートル（５０ミクロン）（すなわち、０．０１０１６ｍｍ（０．０００４インチ）〜約０．０５０８ｍｍ（０．００２０インチ））、約２０マイクロメートル（２０ミクロン）〜約１００マイクロメートル（１００ミクロン）（すなわち、０．０２０３２ｍｍ（０．０００８インチ）〜約０．１０１６ｍｍ（０．００４０インチ））、約２５マイクロメートル（２５ミクロン）〜約２００マイクロメートル（２００ミクロン）（すなわち、０．０２５４ｍｍ（０．００１インチ）〜約０．２０３２ｍｍ（０．００８インチ））または約２０マイクロメートル（２０ミクロン）〜約５０マイクロメートル（５０ミクロン）（すなわち、０．０２０３２ｍｍ（０．０００８インチ）〜約０．０５０８ｍｍ（０．００２インチ））の範囲であり得る。場合により、ＬＣＰ繊維等の融着前繊維は、０．５マイクロメートル（０．５ミクロン）（すなわち、５００ナノメートル）〜５マイクロメートル（５ミクロン）（すなわち、約０．０００５０８ｍｍ（０．００００２インチ）〜約０．００５０８ｍｍ（０．０００２０インチ））の範囲であり得る。

本明細書で提供される弁尖（たとえば、図３の弁尖３００）は、断面形状が円形、または正方形、または楕円形、または六角形、または他の何らかの形状である元の（すなわち、融着前）繊維を有するＳＲＣ複合材構造を含むことができる。場合により、ＳＲＣ複合材構造の繊維の断面形状は、融着前および融着後で異なり得る。たとえば、場合により、円形断面形状である元の（すなわち、融着前）繊維を有するＳＲＣ複合材構造は、矩形または楕円形の断面形状等、非円形断面形状の融着後繊維を有することができる。

図７は、人工心臓弁７００の別の実施形態を示す。人工心臓弁７００は、実質的に円筒状の通路７１３を画定する基部７１２と、実質的に円筒状の通路７１３に沿って配置された複数のポリマー弁尖７１４とを含む。各ポリマー弁尖７１４は、基部７１２に結合されたそれぞれの根元部分７１６と、それぞれの縁部分７１８とを含み、縁部分７１８は、接合領域に沿って他のポリマー弁尖の縁部分と接合するように、根元部分７１６に対して移動可能である。場合により、心臓弁７００全体が、本明細書で提供される複合材料から作製することができる。場合により、心臓弁７００の一部、たとえば心臓弁７００の高分子弁尖７１４が、本明細書で提供される複合材料から作製することができる。場合により、高分子弁尖７１４は、本明細書で提供されるＳＲＣ構造を含むことができる。

基部７１２は、ポリマー層７２４内に配置されたフレーム７２２を含む。ポリマー層７２４は、本明細書で提供される複合材料から構成することができる。場合により、ポリマー層７２４は、本明細書で提供されるＳＲＣ構造を含むことができる。ポリマー層７２４は、ポリマー弁尖７１４のそれぞれの根元部分７１６を基部７１２に固定する。ポリマー層７２４は、ポリマー弁尖７１４のそれぞれの根元部分７１６と実質的に連続する面を形成することができる。これにより、それぞれの根元部分７１６および基部７１２の接合部における応力集中の可能性を低減させることができる。さらにまたは別法として、ポリマー弁尖７１４の各々とフレーム７２２との間にポリマー層７２４を配置することができ、それにより、ポリマー層７２４は、（たとえば、植込み部位に存在するカルシウム沈着物上で人工心臓弁７００の偏心変形を通して発生する可能性があるように）フレーム７２２と不注意で接触することから、ポリマー弁尖７１４を保護する。

場合により、フレーム７２２は実質的に円筒状であり、それにより、基部７１２の外面は実質的に円筒状であり、フレーム７２２上に配置されたポリマー層７２４は実質的に円筒状の通路７１３を形成する。場合により、フレーム７２２は完全にポリマー層７２４内に配置され、ポリマー層７２４は弁７００の丸みを帯びた外面を形成する。場合により、フレーム７２２は、ポリマー層７２４内に部分的に配置される。場合により、ポリマー層７２４は、弁７００の実質的に平滑な内面および／または外面を形成するようにフレーム７２２に適用される。

本明細書で提供される人工心臓弁は、概して、ＳＲＣ構造等、合成材料から作製されるが、場合により、人工心臓弁は、合成材料と動物組織等の非合成材料との両方から作製することができる。たとえば、場合により、本明細書で提供される弁尖の少なくとも一部は、本明細書で提供されるＳＲＣ構造とともに、動物から得られる組織、たとえば、ウシ心膜またはブタ組織から作製することができる。

自己強化複合材構造を形成する方法
本明細書で提供されるＳＲＣ構造を形成するためにさまざまな方法が利用され得る。たとえば、場合により、本明細書で提供される人工心臓弁を形成する方法は、限定されないが、加熱緻密化（ｈｏｔ ｃｏｍｐａｃｔｉｏｎ）の使用を含む。場合により、本明細書で提供されるＳＲＣ構造を形成するために加熱緻密化プロセスが適用され得る。場合により、自己弁尖の機械的特性を模擬する、たとえば、異方性を示すことができる人工心臓弁尖を形成するために加熱緻密化が利用される。

本明細書で提供される例示的なＳＲＣ構造４００の画像を示す図４を再び参照すると、繊維６１０は、隣接する繊維を互いに融着するように緩く緻密化し、合わせて加熱することができる。個々の繊維４１０は、圧縮され、加熱されると、繊維４１０間にリフロー繊維ドメイン領域４２０を形成する界面領域を溶融させることができる。

場合により、本明細書で提供されるＳＲＣ構造は、所定時間にわたり所定温度まで繊維状構造を圧縮および加熱して、繊維状構造の個々の繊維の結晶配向を損なうことなく繊維を融着することにより形成することができる。好適な所定温度は、繊維材料のガラス転移点（Ｔｇ）〜融点温度（Ｔｍ）の範囲とすることができる。場合により、所定温度は、融点温度の近く、たとえば、融点温度の約±１℃、融点温度の約±５℃、融点温度の約±１０℃、または融点温度約±１５℃、融点温度の約±２０℃、または融点温度の約±５０℃であり得る。所定温度は、融点温度をわずかに上回る温度、たとえば、場合により、繊維材料の融点を約１℃、３℃、５℃、７℃、１０℃、１５℃、２０℃、２５℃、３０℃、３５℃、４０℃、４５℃または５０℃上回る温度であり得る。場合により、繊維構造は、ポリマーの融点を約１℃〜５℃、約５℃〜約７℃、約７℃〜約１０℃、約１０℃〜約１５℃、約１５℃〜約２０℃、約２０℃〜約２５℃、約２５℃〜約３０℃、約３０℃〜約３５℃、約３５℃〜約４０℃、約４０℃〜約４５℃、約４５℃〜約５０℃の範囲または５０℃超だけ上回るかまたは下回る温度まで加熱される。

場合により、繊維状構造は、約１分（ｍｉｎ）〜約１８０分（それらの間の任意の値または範囲を含む）にわたり圧縮および加熱される。場合により、繊維状構造は、約１分（ｍｉｎ）〜約３０分、約３０分〜約６０分、約６０分〜約９０分、約９０分〜約１２０分、約１２０分〜約１５０分、約１５０分〜約１８０分にわたり圧縮および加熱される。場合により、繊維状構造は、約１分（ｍｉｎ）〜約５分、約５分〜約１０分、約１０分〜約１５分、約１５分〜約２０分、約２０分〜約３０分、約３０分〜約４０分、約４０分〜約５０分、約５０分〜約６０分、約６０分〜約９０分、約９０分〜約１２０分、約１２０分〜約１５０分、約１５０分〜約１８０分または１８０分超にわたり圧縮および加熱される。

場合により、繊維状構造は、約０．１トン（約９１キログラム）〜約１０トン（９，０７１キログラム）の圧力の範囲（それらの間のすべての値および範囲を含む）の圧力で圧縮される。

場合により、加熱緻密化プロセスは、繊維材料のガラス転移点（Ｔｇ）〜融点（Ｔｍ）の範囲とすることができる所定温度を用いることを含む。場合により、加熱緻密化プロセスの圧縮および加熱ステップ中、繊維状構造の複数の繊維に約０％〜約５０％の範囲の圧縮ひずみ率が適用される。

ＳＲＣ構造は、場合により、構造の繊維間に「溶融領域」を含むことができる。場合により、溶融領域は、繊維の一部が溶融して隣接する繊維および／または溶融領域に融着されるときに形成され得る。場合により、溶融領域は、ＳＲＣ構造の繊維を合わせて融着することができる。ＳＲＣ構造が冷却する際、その溶融領域は、場合により、溶融前繊維構造と比較して、異なる構造に再結晶化するか、または同じかもしくは同様の構造であり続けることができる。たとえば、場合により、ＳＲＣ構造は、溶融処理前に繊維状構造に存在した非晶質構造に再結晶化する溶融領域を含むことができる。

本明細書で提供される溶融処理は、場合により、各繊維をその隣接する繊維と融着するＳＲＣ構造をもたらす。結果として得られるＳＲＣ構造の利益としては、高度に整列された結晶繊維を製造することにより材料の強度を上昇させること、および／または繊維間領域が融着することにより材料靭性を向上させることを挙げることができる。場合により、加熱緻密化処理により、自己弁尖特性をより密に模擬することができる合成弁尖を製造するために、材料組成および繊維整列の幅広い選択の使用を可能にすることができる。

初期繊維整列および結果としての融着ＳＲＣ構造を達成するために使用することができるいくつかの方法がある。好適な方法としては、限定されないが、射出成形、単軸もしくは二軸成形、アイソスタティック成形、鋳込成形または押出成形プロセスを挙げることができる。好適な方法としては、場合により、本明細書で考察するように、過熱法または膜積層法を挙げることができる。

過熱法を用いて、ＳＲＣ構造を生成するために十分広い加工条件をもたらすことができる。過熱法では、繊維は、繊維と同じ材料から構成された溶融リフロー繊維ドメイン領域に埋め込まれる。繊維は、溶融リフロー繊維ドメイン領域内に埋め込まれる間に拘束され、たとえば繊維状構造内で拘束され、それにより、繊維の溶融温度がより高い融点にシフトする。ポリマー繊維は、拘束されているとき、それらの融点を超えて過熱することができる。過熱法により、結果として得られるＳＲＣ構造の加工中の収縮を防止するかまたは最小限にするという利益が提供される。

膜積層法は、２つのマトリックス膜間に配置された繊維状構造（補強テキスタイル構造と呼ぶことも可能である）を合わせてホットプレスする方法である。膜積層法を適用するときに使用することができる好適な材料としては、限定されないが、アラミド等のナイロン、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリエチレン（ＰＥ）、超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）、ポリ乳酸（ＰＬＡ）およびアイソタクチックポリプロピレン（ｉＰＰ）繊維が挙げられる。膜積層法の利点としては、広い加工条件の使用、材料選択の自由および製造の簡略化が挙げられる。

場合により、初期ＳＲＣ構造は、形成し、その後、非平行配置で堆積する連続層で追加の繊維（または繊維の層）でラミネートすることができる。緻密化前にこのように複数の層を積み重ねることができる。

ＳＲＣ構造は、場合により、２種以上のポリマータイプを用いることによって作製することができる。場合により、例示的なＳＲＣ構造は、生分解性材料（たとえば、ポリ乳酸）および非生分解性材料（たとえば、ポリウレタン）から構成された前駆体構造を製造することによって形成することができる。場合により、リフロー繊維ドメイン領域の繊維および／または一部は、非生分解性材料から構成される。場合により、繊維および／またはリフロー繊維ドメイン領域の一部は、生分解性材料から構成される。例示的なＳＲＣは、生分解性材料が分解して、非生分解性材料を残すときに形成することができる。結果として得られる例示的なＳＲＣ構造は、繊維と同じ材料から作製されたリフロー繊維ドメイン領域と合わせて融着された繊維から構成された多孔質複合材を含む。

場合により、ＳＲＣ構造は、同じ基材から構成されるが、異なる物理特性、たとえば異なる融点を有する２種以上の材料を用いて作製することができる。たとえば、場合により、例示的なＳＲＣ構造は、高融点ポリウレタンから作製された第１の複数の融着繊維を含むことができ、第２の複数の融着繊維は、低融点ポリウレタンから作製される。リフロー繊維ドメイン領域は、場合により、低融点ポリウレタン、高融点ポリウレタンまたは両方から構成することができる。

本明細書で提供されるＳＲＣ構造は、１つまたは複数の方向に配向されている整列された高分子結晶で形成することができる。自己強化複合材において結晶を配向する好適な方法としては、限定されないが、押出成形、延伸および圧延が挙げられる。たとえば、場合により、繊維を押し出しか、延伸させるか、または圧延することにより、各繊維内でポリマー分子および／または高分子結晶を整列させることができ、したがって、結果として得られる自己強化複合材の結晶の整列度を向上させるかまたは最大限にすることができる。場合により、プロセスパラメータ、たとえば、溶媒選択および組成、乾燥時間およびエレクトロスピニングにおける目標距離等のパラメータを最適化することにより、結晶の整列度を最大限にすることができる。

Claims (35)

1. 第１の高分子材料を含む第１の複数の融着繊維を備える第１の層を含む自己強化複合材（ＳＲＣ）構造を備える人工心臓弁弁尖であって、各繊維がリフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている人工心臓弁弁尖。
2. 第２の高分子材料から構成された第２の複数の融着繊維を含む第２の層をさらに備え、各繊維がリフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている、請求項１に記載の人工心臓弁弁尖。
3. 前記第１の複数の融着繊維および前記第２の複数の融着繊維が、前記第１の複数の融着繊維が前記第２の複数の融着繊維に対して第１の所定繊維角度で配向されるように、少なくとも２つの方向においてほぼ整列されている、請求項２に記載の人工心臓弁弁尖。
4. 前記第１の複数の融着繊維が、第１の長手方向軸を画定する方向においてほぼ整列され、前記第１の長手方向軸が前記人工心臓弁弁尖の自由縁に対して角度をなして配向されている、請求項１〜３のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
5. 前記第１の層が前記第２の層に隣接して配置されている、請求項２〜４のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
6. 前記第１の複数の融着繊維および前記第２の複数の融着繊維が、前記ＳＲＣ構造内に二軸配向を形成するように互いに対してほぼ整列されている、請求項２〜４のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
7. 前記所定繊維角度が直交角度である、請求項３〜５のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
8. 前記所定繊維角度が１０度、２０度、３０度、４０度、４５度、５０度、６０度、７０度または８０度のうちの１つである、請求項３〜５のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
9. 前記ＳＲＣ構造が、３複合材層ＳＲＣ構造、４複合材層ＳＲＣ構造または５複合材層ＳＲＣ構造を形成するための追加の層を備える、請求項１〜８のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
10. 前記ＳＲＣ構造の３複合材層、４複合材層または５複合材層がそれぞれ三軸配向、四軸配向または五軸配向を形成する、請求項９に記載の人工心臓弁弁尖。
11. 前記第１の複数の融着繊維の各繊維が、前記第１の長手方向軸とほぼ平行である整列された高分子結晶配向を備える、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
12. 前記第１の高分子材料がポリウレタン、ポリイソブチレンウレタン（ＰＩＢ−ＰＵＲ）コポリマー、ポリアミド、ポリイミド、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエーテルエーテルケトンまたはフッ化ポリオレフィンである、請求項１〜８のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
13. 前記第１の高分子材料および前記第２の高分子材料が異なる材料である、請求項２〜１０のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖。
14. 前記第１の高分子材料が第１のポリウレタンであり、第２の高分子材料が第２のポリウレタンであり、前記第１のポリウレタンが前記第２のポリウレタンより高い融点を有する、請求項１３に記載の人工心臓弁弁尖。
15. 請求項１〜１４のいずれか一項に記載の人工心臓弁弁尖を形成する方法であって、
    前記第１の高分子材料から作製された複数の繊維を所定時間にわたり所定温度まで圧縮および加熱して、前記複数の繊維の一部が互いに融着される前記自己強化複合材構造を形成するステップ
    を含む方法。
16. 第１の高分子材料から構成された第１の複数の融着繊維を備える第１の層を含む自己強化複合材（ＳＲＣ）構造を備える人工心臓弁弁尖であって、各繊維がリフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている、人工心臓弁弁尖。
17. 第２の高分子材料から構成された第２の複数の融着繊維を含む第２の層をさらに備え、各繊維がリフロー繊維ドメイン領域によって少なくとも１つの隣接する繊維に融着されている、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
18. 前記第１の複数の融着繊維および前記第２の複数の融着繊維が、前記第１の複数の融着繊維が前記第２の複数の融着繊維に対して第１の所定繊維角度で配向されるように、少なくとも２つの方向においてほぼ整列されている、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
19. 前記第１の複数の融着繊維が、第１の長手方向軸を画定する方向においてほぼ整列され、前記第１の長手方向軸が前記人工心臓弁弁尖の自由縁に対して角度をなして配向されている、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
20. 前記第１の層が前記第２の層に隣接して配置されている、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
21. 前記第１の複数の融着繊維および前記第２の複数の融着繊維が、前記ＳＲＣ構造内に二軸配向を形成するように互いに対してほぼ整列されている、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
22. 前記所定繊維角度が直交角度である、請求項１８に記載の人工心臓弁弁尖。
23. 前記所定繊維角度が約１０度〜２０度、約２０度〜３０度、約３０度〜約４０度、約４０度〜約４５度、約４５度〜約５０度、約５０度〜約６０度、約６０度〜約７０度、約７０度〜約８０度の範囲であり得る、請求項１８に記載の人工心臓弁弁尖。
24. 前記ＳＲＣ構造が、３複合材層ＳＲＣ構造、４複合材層ＳＲＣ構造または５複合材層ＳＲＣ構造を形成するための追加の層を備える、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
25. 前記ＳＲＣ構造の３複合材層、４複合材層または５複合材層がそれぞれ三軸配向、四軸配向または五軸配向を形成する、請求項２４に記載の人工心臓弁弁尖。
26. 前記第１の複数の融着繊維の各繊維が、前記第１の長手方向軸とほぼ平行である整列された高分子結晶配向を備える、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
27. 前記第１の高分子材料がポリウレタン、ポリイソブチレンウレタン（ＰＩＢ−ＰＵＲ）コポリマー、ポリアミド、ポリイミド、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエーテルエーテルケトンまたはフッ化ポリオレフィンである、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
28. 前記第１の高分子材料および前記第２の高分子材料が異なる材料である、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
29. 前記第１の高分子材料が高融点ポリウレタンであり、第２の高分子材料が低融点ポリウレタンである、請求項２８に記載の人工心臓弁弁尖。
30. 前記第１の層が前記第２の層に少なくとも部分的に重なっている、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
31. 前記第１の層の少なくとも一部が前記第２の層の少なくとも一部に融着されている、請求項１７に記載の人工心臓弁弁尖。
32. 前記第１の複数の繊維の各繊維がほぼ正方形、楕円形または六角形の断面形状を有する、請求項１６に記載の人工心臓弁弁尖。
33. 人工心臓弁弁尖を形成する方法であって、高分子材料から作製された複数の繊維を備える繊維状構造を所定時間にわたり所定温度まで圧縮および加熱して、前記複数の繊維の一部が互いに融着される自己強化複合材（ＳＲＣ）構造を形成するステップを含む方法。
34. 前記繊維状構造が、複数の繊維であって、それぞれが前記圧縮および加熱前に約１０ｎｍ〜約５０，０００ｎｍ（または５０マイクロメートル）の範囲の元の繊維径を有する複数の繊維を備える、請求項３３に記載の方法。
35. 前記所定温度がガラス転移点（Ｔｇ）〜融点（Ｔｍ）の範囲であり、０〜５０の圧縮ひずみが前記圧縮および前記加熱中に前記繊維状構造の前記複数の繊維に適用される、請求項３３に記載の方法。