JP6725601B2 - インプラントに適した耐久性のある高強度ポリマー複合体及び該ポリマー複合体から製造された物品 - Google Patents

Description

本発明は、医療用インプラントで使用される材料に関する。より詳細には、本発明は、高サイクルで曲げが生じる用途（例えば、人工心臓弁など）での使用に適した生体適合性材料に関する。

人工心臓弁は、生体内で少なくとも１０年使用できることが好ましい。人工心臓弁は、そのように長期にわたって使用するには、少なくとも４億回以上の反復動作という十分な耐久性を示さねばならない。弁、より詳細には心臓弁リーフレットは、穴や破れの形成といった構造上の劣化に加え、石灰化や血栓形成といった不利な生物学的帰結に抵抗せねばならない。

フルオロポリマー（例えば延伸ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、非延伸ＰＴＦＥ、修飾されたＰＴＦＥ、ＰＴＦＥのコポリマー）は、極めて不活性であるとか生体適合性に優れるといった望ましい多くの特性を提供するため、理想的な材料候補である。これまで、ＰＴＦＥと延伸ＰＴＦＥ（ｅＰＴＦＥ）が、心臓弁リーフレットを作るのに使用されてきた。しかし、ＰＴＦＥは繰り返して屈曲させると硬化することがわかったため、流れ性能が受容できないものになる可能性がある。材料に穴や破れが形成されることが原因の故障も観察されている。これまで、さまざまなポリマー材料が人工心臓弁リーフレットとして使用されてきた。硬直化と穴の形成が原因となるそのリーフレットの故障は、埋め込んでから２年以内に起こった。リーフレットを厚くして耐久性を改善する努力の結果、弁の血行力学的性能が受容できないものになった、すなわち、開いた弁を横切るときの圧力低下が大きすぎるようになった。

したがって、少なくとも約４億回以上の屈曲サイクルに対して十分な耐久性を示すことにより、生体内において１０年を超えて使用可能な生体適合性の人工心臓弁構造物を提供することが、依然として望まれている。

本発明の一態様によれば、ヒト患者の血流方向を調節するための埋め込み可能な物品が提供される。一実施態様において、前記埋め込み可能な物品は、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の前記細孔の実質的にすべてに存在するエラストマーとを有する複合材料を含むリーフレットを備えており、前記複合材料は、約８０重量％未満のフルオロポリマーを含む。

別の実施態様において、前記埋め込み可能な物品は、支持構造と；開放状態と閉鎖状態との間を移動して前記埋め込み可能な物品を通過する血流を調節することができる、前記支持構造に支持されたリーフレットと；支持構造の少なくとも一部と前記リーフレットの少なくとも一部との間に位置するクッション部材とを備えており、前記クッション部材は、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記細孔の実質的にすべてに存在するエラストマーとを有する複合材料で形成されている。

別の一実施態様において、前記埋め込み可能な物品は、第１の端部と、その反対側の第２の端部とを有するほぼ環状の支持構造を備えている。支持構造の第１の端部は、長手方向に延びる柱を有する。リーフレット材料のシートが、支持構造の外周に沿って延びており、それぞれ前記柱の反対側に沿って延びる第１及び第２のリーフレットを形成している。前記クッション部材が柱に接続されることによって前記柱と前記リーフレットとの間にクッションを実現し、前記リーフレットが開放状態と閉鎖状態との間を往復運動するときに前記リーフレットの応力及び摩耗を最小化する。

添付の図面は、本発明のさらなる理解のために含まれ、そして、本明細書の一部として組み込まれており、本明細書の一部を構成し、本発明の実施態様を示す。その記載は、本発明の原理を説明するのに役立つ。

図１Ａ、図１Ｂ、図１Ｃ及び図１Ｄは、それぞれ、心臓弁リーフレットを形成するためのツールの正面図、側面図、上面図及び斜視図である。 図２Ａは、リーフレット形成ツールの上に引き伸ばしたクッション・パッドの斜視図である。 図２Ｂは、クッション・パッドで覆った図２Ａのリーフレット形成ツールの上に引き伸ばした剥離層の斜視図である。 図３Ａ、図３Ｂ及び図３Ｃは、弁リーフレットの形成における一ステップを示す上面図、側面図及び正面図であり、これらの図では、（それぞれ図２Ａ及び図２Ｂに示した）クッション・パッド及び剥離層で覆ったリーフレット形成ツールが、切断されてさらに組み立てられるために、複合材料の上に配置されている。 図４は、余分なリーフレット材料を切断する前の三リーフレット組立体の上面図である。 図５Ａは、三リーフレット組立体及び基部ツールの斜視図である。 図５Ｂは、三リーフレット組立体及び基部ツールが配列されて組み立てられて基部ツール組立体が形成された状態の斜視図である。 図６Ａは、ステント・フレーム又は支持構造を平坦にした状態の平面図である。 図６Ｂは、ポリマーコーティングで覆われた支持構造を平坦にした状態の平面図である。 図７Ａは、弁リーフレットの形成に使用される延伸フルオロポリマー膜の走査電子顕微鏡写真である。 図７Ｂは、弁リーフレットの形成に使用される延伸フルオロポリマー膜の走査電子顕微鏡写真である。 図７Ｃは、弁リーフレットの形成に使用される延伸フルオロポリマー膜の走査電子顕微鏡写真である。 図８は、弁組立体の斜視図である。 図９Ａ及び図９Ｂは、図８の心臓弁組立体の上面図であり、それぞれ閉鎖状態及び開放状態を示す。 図１０は、弁組立体の性能測定に使用される心臓血流拍動再現システム（heart flow pulse duplicator system）からの出力測定値のグラフである。 図１１Ａは、弁組立体の性能測定に使用される高速疲労試験機（high rate fatigue tester）からの出力測定値のグラフである。 図１１Ｂは、弁組立体の性能測定に使用される高速疲労試験機からの出力測定値のデータ・チャートである。 図１２Ａは、本発明に係る弁組立体の試験中、サイクルがゼロであるときに測定された心臓血流拍動再現システムからの出力測定値のグラフである。 図１２Ｂは、本発明に係る弁組立体の試験中、約２．０７億回のサイクル後に測定された心臓血流拍動再現システムからの出力測定値のグラフである。 図１３Ａは、弁組立体の試験中、約７９００万回のサイクル時に測定された心臓血流拍動再現システムからの出力測定値のグラフである。 図１３Ｂは、弁組立体の試験中、約１．９８億回のサイクル後に測定された心臓血流拍動再現システムからの出力測定値のグラフである。 図１４は、心臓弁組立体を製造するためのマンドレルの斜視図である。 図１５は、心臓弁のための弁フレームの斜視図である。 図１６は、図１４のマンドレルを収容した図１５の弁フレームの斜視図である。 図１７は、成形された弁の斜視図である。 図１８は、成形された弁の斜視図であり、隣り合うリーフレットと弁フレームの柱との間の接合を強化するための取り付け部材を示す。 図１９は、弁フレームの斜視図である。 図２０は、柱にクッションが巻かれた状態の、図１９の弁フレームの斜視図である。 図２１は、光造形法によって形成されたマンドレルの斜視図である。 図２２は、クッションが巻かれた図２０の弁フレームを、図２１のマンドレルに取り付けた状態の斜視図である。 図２３は、クッションが巻かれた図２０の弁フレームに接続されて支持された弁リーフレットを有する弁の斜視図である。

本明細書で使用されるいくつかの用語の定義は末尾の付録に記載されている。

本発明は、長年必要とされてきた、心臓弁リーフレット等の高サイクル屈折インプラント用途（high-cycle flexural implant applications）における耐久性及び生体適合性の要求を満たす材料に関する。多孔性フルオロポリマー材料で形成された、より詳細には、エラストマーを含まないｅＰＴＦＥで形成された心臓弁リーフレットは、高サイクル屈折試験（high-cycle flex testing）及び動物移植において硬化することが観察されている。

一実施態様において、以下により詳しく説明するように、多孔性フルオロポリマー製心臓弁リーフレットの屈曲耐久性は、比較的低強度のエラストマーを細孔に比較的大きな割合で添加することによって有意に増大した。場合によっては、追加のエラストマー層を複合層の間に追加することができる。驚くべきことに、多孔性フルオロポリマー膜にエラストマーを吸収させた実施態様では、エラストマーの存在によってリーフレットの全体的な厚みが増大し、エラストマーが付加されたことに起因して厚みが増大したフルオロポリマー部材は、屈曲耐久性を阻害したり低下させたりすることがなかった。さらに、フルオロポリマー部材は、エラストマーの重量％が最小値に到達した後は、エラストマーの重量％が増大するにつれて向上した性能を一般的に示し、その結果として、サイクル寿命（cycle lives）が有意に延長してインビトロで４０００万回を超えるとともに、所定の制御された実験室条件では硬化（calcification）の兆候を示さなかった。

一実施態様に係る材料としては、延伸フルオロポリマー膜と弾性材料とを含む複合材料が挙げられる。本発明の精神の範囲内において、様々なタイプのフルオロポリマー膜と様々なタイプの弾性材料との組み合わせが可能であることを容易に理解できるはずである。また、本発明の精神の範囲内において、弾性材料は、多数のエラストマー、様々なタイプの非弾性成分（例えば、無機充填剤、治療薬、放射線不透過性マーカー）等を含むことができることも容易に理解できるはずである。

一実施態様において、複合材料は、例えば米国特許第７，３０６，７２９号に一般的に記載されているように、多孔性ｅＰＴＦＥ膜で製造された延伸フルオロポリマー材料を含んでいる。

記載された延伸フルオロポリマー材料の形成に用いられる延伸可能なフルオロポリマーは、ＰＴＦＥホモポリマーを含むことができる。別の実施態様では、ＰＴＦＥの混合物、および／または延伸可能な修飾されたＰＴＦＥ、および／またはＰＴＦＥの延伸コポリマーを使用することができる。好適なフルオロポリマー材料の非限定的な具体例は、例えば、Ｂｒａｎｃａの米国特許第５，７０８，０４４号、Ｂａｉｌｌｉｅの米国特許第６，５４１，５８９号、Ｓａｂｏｌ等の米国特許第７，５３１，６１１号、Ｆｏｒｄの米国特許出願第１１／９０６，８７７号、Ｘｕ等の米国特許出願第１２／４１０，０５０号に記載されている。

本発明の延伸フルオロポリマーは、所望のリーフレット性能を達成するために、適切な任意の微細構造を含むことができる。一実施態様において、延伸フルオロポリマーは、例えばＧｏｒｅの米国特許第３，９５３，５６６号に記載されているように、微細繊維（fibris）によって相互に接続されたノードからなる微細構造を含むことができる。一実施態様において、延伸フルオロポリマー膜の微細構造は、図７Ａの電子顕微鏡写真に示されるように、微細繊維によって相互に接続されたノードからなる微細構造を含んでいる。微細繊維はノードから複数の方向へと延びており、膜は一般的に均一な構造を有する。この微細構造を持つ膜が示す、直交した２つの方向におけるマトリックス引張強度の比は、典型的には２未満、場合により１．５未満であることができる。

別の一実施態様において、延伸フルオロポリマーは、例えば図７Ｂ及び図７Ｃに示されるように、そして、Ｂａｃｉｎｏの米国特許第７，３０６，７２９号に一般的に教示されるように、実質的に微細繊維だけからなる微細構造を有することができる。図７Ｃは、図７Ｂに示される延伸フルオロポリマー膜をより大きな倍率で示しており、実質的に微細繊維だけからなる均一な微細構造をよりはっきりと示している。図７Ｂ及び図７Ｃに示される実質的に微小繊維だけからなる延伸フルオロポリマー膜は、例えば２０ｍ²／ｇを超える、または２５ｍ²／ｇを超える高表面積を有することができ、いくつかの実施態様では、強度のバランスが高く、直交した２つの方向におけるマトリックス引張強度の積が少なくとも１．５×１０⁵ＭＰａ²、および／または、直交した２つの方向におけるマトリックス引張強度の比が２未満、場合により１．５未満である材料を提供することができる。

所望のリーフレット性能を達成するために、本発明の延伸フルオロポリマーは、適切な厚み及び質量を有するように調整されてもよい。いくつかの場合には、非常に薄くて厚みが１．０μｍ未満である延伸フルオロポリマー膜を使用することが望ましい可能性がある。別の実施態様では、厚みが０．１μｍを超え、かつ２０μｍ未満である延伸フルオロポリマー膜を使用することが望ましい可能性がある。延伸フルオロポリマー膜は、約１ｇ／ｍ²未満〜約５０ｇ／ｍ²超の比質量（specific mass）を有することができる。

本発明の一実施態様に係る膜は、約２．２ｇ／ｃｍ³というＰＴＦＥの密度に基づいて、約５０ＭＰａ〜約４００ＭＰａ又はそれを超える範囲のマトリックス引張強度を有することができる。

追加の材料を、細孔の中に、または膜の材料の中に、または膜の層の間に、組み込むことにより、リーフレットの望ましい特性を向上させることができる。一実施態様に係る複合体は、厚みが約５００μｍ〜０．３μｍ未満であるフルオロポリマー膜を含むことができる。

延伸フルオロポリマー膜をエラストマーと組み合わせることにより、少なくとも数種の重要な高サイクル屈曲インプラント用途（例えば、心臓弁リーフレット）で使用するために必要な性能属性を有する本発明の要素が提供される。例えば、エラストマーの添加は、ｅＰＴＦＥだけの材料で観察される硬化を排除または低減することにより、リーフレットの疲労特性を改善する。さらに、エラストマーの添加は、材料が永続的な変形（例えば、皺または折れ目）を被り、その結果として性能が低下する可能性を低減させる。一実施態様において、エラストマーは、延伸フルオロポリマー膜の多孔性構造内の細孔の容積または空間の実質的にすべてを占める。別の一実施態様において、エラストマーは、少なくとも１つのフルオロポリマー層の実質的にすべての細孔の中に存在する。エラストマーが細孔の容積を満たしている、または、エラストマーが実質的にすべての細孔の中に存在していることにより、外来材料が望みに反して複合体に組み込まれ得る空間が減少する。そのような外来材料の一例は、カルシウムである。カルシウムが、例えば心臓弁リーフレットで使用されるような複合材料に組み込まれると、サイクルの間に物理的損傷が発生し、リーフレットに穴が形成されて血行力学が悪化する可能性がある。

一実施態様において、ｅＰＴＦＥと組み合わせたエラストマーは、例えば米国特許第７，４６２，６７５号に記載されているように、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）とペルフルオロメチルビニルエーテル（ＰＭＶＥ）との熱可塑性コポリマーである。上述のように、エラストマーが延伸フルオロポリマー膜の中の実質的にすべての空隙または細孔を占めるように、エラストマーを延伸フルオロポリマー膜と組み合わせる。延伸フルオロポリマー膜の細孔へのエラストマーのこのような充填は、様々な方法で実施することができる。一実施態様において、延伸フルオロポリマー膜の細孔を満たす方法は、延伸フルオロポリマー膜の細孔に部分的または完全に流入するのに適した粘度及び表面張力を有する溶液を作製するのに適した溶媒に、エラストマーを溶解させるステップと、その溶媒を蒸発させて充填剤を残すステップを含む。

別の一実施態様において、延伸フルオロポリマー膜の細孔を満たす方法は、分散液によって、充填剤を延伸フルオロポリマー膜の細孔に部分的または完全に満たすステップを含む。

別の一実施態様において、延伸フルオロポリマー膜の細孔を満たす方法は、エラストマーを延伸フルオロポリマー膜の細孔に流入させることができる熱および／または圧力の条件下で、多孔性延伸フルオロポリマー膜をエラストマーのシートと接触させるステップを含む。

別の一実施態様において、延伸フルオロポリマー膜の細孔を満たす方法は、最初に、エラストマーのプレポリマーで細孔を満たし、次いで、そのエラストマーを少なくとも部分的に硬化させることにより、延伸フルオロポリマー膜の細孔の中でエラストマーを重合させるステップを含む。

フルオロポリマー材料またはｅＰＴＦＥから構成されたリーフレットは、エラストマーの重量％が最小値に到達した後、エラストマーの割合が増加するにつれて向上した性能を一般的に発揮し、その結果としてサイクル寿命が有意に延長した。一実施態様において、ｅＰＴＦＥと組み合わせたエラストマーは、米国特許第７，４６２，６７５号及び当業者に公知の他の文献に記載されているように、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）とペルフルオロメチルビニルエーテル（ＰＭＶＥ）との熱可塑性コポリマーである。例えば、実施例１に示される別の一実施態様では、ｅＰＴＦＥに対して５３重量％のエラストマーを含む複合体からリーフレットを形成してサイクル試験を実施した。約２億回の試験サイクルによって、ある程度の硬化が観察されたが、流体力学への影響はほんのわずかであった。実施例２のように、エラストマーの重量％を約８３重量％まで増加させると、約２億回の時点で、硬化または流体力学的マイナス変化は観察されなかった。対照的に、比較例Ｂのような非複合体リーフレット、すなわち、すべてがエラストマーを含まないｅＰＴＦＥでは、約４千万回の試験サイクルによって深刻な硬化が明らかになった。これらの実施例から証明されるように、多孔性フルオロポリマー膜の耐久性は、比較的低強度のエラストマーをフルオロポリマー部材の細孔にかなり大きな割合で添加することによって有意に増大させることができる。また、フルオロポリマー膜の材料強度が大きいことによって特定の構造物を非常に薄くすることができる。

本発明での使用に好適であり得る別の生体適合性ポリマーとしては、ウレタン、シリコーン（有機ポリシロキサン）、ケイ素−ウレタンのコポリマー、スチレン／イソブチレンコポリマー、ポリイソブチレン、ポリエチレン−コ−ポリ（酢酸ビニル）、ポリエステルコポリマー、ナイロンコポリマー、フッ化炭化水素ポリマー、これらのそれぞれのコポリマーまたは混合物のグループが挙げられるが、これらに限定されるものではない。

以下の非限定的な実施例は、本発明の実施態様をさらに説明するために提供される。

［実施例１］
一実施態様に係る心臓弁リーフレットを、延伸フルオロポリマー膜とエラストマー材料とを含む複合材料から形成し、金属製バルーン拡張型ステントに接合した。その方法を以下に記載する。

１）１つのｅＰＴＦＥ層を折り曲げて合計で４つの層にすることにより、ツール用の厚い犠牲クッション・パッドまたは層を形成した。ｅＰＴＦＥ層は、幅が約５ｃｍ（２インチ）、厚みが約０．５ｍｍ（０．０２インチ）であり、圧縮性が大きいため、クッション・パッドを形成する。図１及び図２を参照すると、次に、クッション・パッド２００を、全体を１００で示したリーフレットツールの上で引き伸ばした（図２）。リーフレットツール１００は、リーフレット部１０２と、本体部１０４と、底端部１０６とを備えている。リーフレットツール１００のリーフレット部１０２は、ほぼアーチ形凸状端部面１０３である。リーフレットツール１００を矢印で示した方向に押し付けることにより（図２Ａ）、クッション・パッド２００をリーフレットツール１００のリーフレット部１０２の端面１０３の上で引き伸ばして滑らかにした。クッション・パッド２００の周縁部２０２をリーフレットツール１００の底端部１０６の上まで引き伸ばし、捩ってクッション・パッド２００を所定の位置に保持した（図２Ｂ）。

２）図２Ｂを参照すると、次に、前のステップにおいてクッション・パッド２００で覆ったリーフレットツール１００のリーフレット部１０２の上に剥離層２０４を引き伸ばした。一実施態様において、剥離層２０４は、フッ化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）の層を外面または外側に沿って配置した実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥから作製した。ＦＥＰ層がクッション・パッド２００の方を向くとともに、実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥがクッション・パッド２００の外側を向くように、すなわち、クッション・パッド２００から離れるように、リーフレットツール１００の上で剥離層２０４を引き伸ばした。剥離層２０４は、厚みが約２５μｍであり、十分な長さ及び幅を有するため、リーフレットツール１００の底端部１０６の上まで引っ張ることができた。前のステップにおけるクッション・パッド２００と同様、剥離層２０４の周縁部２０６をリーフレットツール１００の底端部１０６に向かって引っ張った後、捩ってリーフレットツール１００の底端部１０６に取り付け、剥離層２０４を所定の位置に保持した。次に、必要に応じ、剥離層２０４のＦＥＰ層を点状に溶融させ、ハンダごてを用いてクッション・パッド２００に固定した。

３）ステップ１）及びステップ２）の操作を繰り返し、それぞれ剥離層で覆われたクッション・パッドを有する３つの独立したリーフレットツールを用意した。

４）フルオロエラストマーを吸収させたｅＰＴＦＥ膜を含む複合材料から、一実施態様に係るリーフレット材料を形成した。円形マンドレルを、幅が約１０ｃｍの複合材料のシートで包み、チューブを形成した。複合材料は、３つの層、すなわち、２つのｅＰＴＦＥ製外側層と、その間に挟まれたフルオロエラストマー製内側層とで構成した。ｅＰＴＦＥ膜は、米国特許第７，３０６，７２９号に記載されている一般的な教示内容に従って製造した。フルオロエラストマーは、米国特許第７，４６２，６７５号に記載されている一般的な教示内容に従って製造した。付加的なフルオロエラストマーが適切である可能性もあり、それらは米国特許出願公開第２００４／００２４４４８号に記載されている。

ｅＰＴＦＥ膜は、以下の特性を有していた：厚み＝約１５μｍ；最大強度の方向のＭＴＳ＝約４００ＭＰａ；直交する方向のＭＴＳ強度＝約２５０ＭＰａ；密度＝約０．３４ｇ／ｃｍ³；ＩＢＰ＝約６６０ＫＰａ。

コポリマーは、実質的に、約６５〜７０重量％のペルフルオロメチルビニルエーテルと、それと相補的な約３５〜３０重量％のテトラフルオロエチレンからなる。

ｅＰＴＦＥに対するフルオロエラストマーの重量％は約５３％であった。

多層複合体は、以下の特性を有していた：厚み約４０μｍ；密度約１．２ｇ／ｃｍ³；破断させるための力／最大強度の方向の幅＝約０．９５３ｋｇ／ｃｍ；最大強度の方向の引張強度＝約２３．５ＭＰａ（３，４００ｐｓｉ）；破断させるための力／直交する方向の幅＝約０．８７ｋｇ／ｃｍ；直交する方向の引張強度＝約２１．４ＭＰａ（３，１００ｐｓｉ）；約１２．３ＭＰａを超えるＩＰＡ泡立ち点；約１，８００秒を超えるガーレー数；質量／面積＝約１４ｇ／ｍ²。

以下の試験法を利用してｅＰＴＦＥ層及び多層複合体の特徴を調べた。

厚みは、日本で製造されたミツトヨ社の挟みゲージＡｂｓｏｌｕｔｅ、直径１２．７ｍｍ（０．５０インチ）、モデルＩＤ−Ｃ１１２Ｅ、シリアル番号１０２９９を用いて測定した。密度は、化学天秤ＭｅｔｔｌｅｒＰＭ４００（ニュージャージー州、米国）を用いて重量／体積を計算することによって求めた。破断させる力及び引張強度は、平坦な向かい合った顎部を有するＩｎｓｔｒｏｎ社のモデル５５００Ｒ（ノーウッド、マサチューセッツ州）を用い、負荷セル５０ｋｇ、ゲージ長＝２５．４ｃｍ、クロスヘッドの速度＝２５ｍｍ／分（歪み速度＝１００％／分）で測定した。ＩＰＡ泡立ち点は、圧力勾配の速度を１．３８ＫＰＡ／秒（０．２ｐｓｉ／秒）、試験面積を３．１４ｃｍ²にして、ＩＰＡ泡立ち点試験機であるＰｒｅｓｓｕｒｅ Ｒｅｇｕｌａｔｏｒ Ｉｎｄｕｓｔｒｉａｌ Ｄａｔａ Ｓｙｓｔｅｍｓ社のモデルＬＧ−ＡＰＯＫ（ソールト・レイク・シティ、ユタ州、米国）によって測定した。ガーレー数は、ガーレー試験機モデル４１１０（トロイ、ニューヨーク州、米国）を用い、１２４ｍｍの水圧下で１００ｃｍ³の空気が６．４５ｃｍ²のサンプルを通過する時間（秒）として求めた。

特に断わらない限り、これらの試験法を利用して以下の実施例のデータを得た。

膜の強度の大きい方向がマンドレルの軸方向を向くように、直径約２８ｍｍ（１．１インチ）のマンドレルを複合材料層で包んだ。それぞれの複合材料層は、２つのｅＰＴＦＥ製外側層と、その間に配置されたフルオロエラストマー製内側層とを備える。一実施態様において、マンドレルのほぼ外周を螺旋状にせずに、４つの複合材料層で包んだ。複合材料はわずかに粘着性を有していたため、自己接着が可能であった。同様にマンドレルの表面において、マンドレルの長軸にほぼ沿って複合材料に長手方向に切り込みを入れ、約１０ｃｍ（４インチ）×約９０ｍｍ（３．５インチ）のシートを形成した。

５）その結果得られたリーフレット材料（すなわちステップ４からの複合材料）のシートを切断し、剥離層２０４で覆われたクッション・パッド２００を有するリーフレットツール１００を包んだ。より詳細には、図３Ａ〜図３Ｃに示されるように、リーフレット材料３００を平坦な切断面の上に置いた。次に、図示されるように、クッション・パッド２００及び剥離層２０４を有するリーフレットツール１００をリーフレット材料３００の上にほぼ揃えた。次に、カミソリの刃を用いてリーフレット材料３００に４つのスリット３０２，３０４，３０６，３０８を形成した。一対のスリット３０２，３０４は、リーフレットツール１００の一方の側から延びて、リーフレット材料３００の一端３００ａで終わっている。他方の一対のスリット３０６，３０８は、リーフレットツール１００の反対側から延びて、リーフレット材料３００の反対側の端３００ｂで終わっている。スリット３０２，３０４，３０６，３０８は、リーフレットツール１００のリーフレット部１０２から離れていた。スリット３０２，３０４，３０６，３０８は、リーフレットツール１００の下方で突起していなかった。個々のスリットの幅は実際の縮尺では示されていないことに注意されたい。リーフレット材料３００のスリット３０２，３０４，３０６，３０８により、折り曲げ部３１０と、一対の帯状部３１２，３１４と、リーフレット材料３１５の過剰材料部とが形成された。次に、折り曲げ部３１０を全体として図３の矢印３１６で示される方向に折り曲げ、これまでのステップにおいてクッション・パッド２００及び剥離層２０４で覆われたリーフレットツール１００の上で滑らかにした。

６）次に、リーフレット材料３１５をリーフレット部１０２の上、特にリーフレットツール１００の端面１０３の上に引き伸ばし、滑らかにした。ステップ４）及び５）を繰り返し、３つの独立なリーフレット組立体を形成した。次に、これら３つのリーフレット組立体４０２，４０４，４０６をまとめて固定し、図４に示される三リーフレット組立体４００を形成した。図示されるように、３つの独立なリーフレット組立体４０２，４０４，４０６は、それぞれが、三リーフレット組立体４００の周辺部を超えてほぼ径方向に延びるリーフレット材料３１５の過剰材料部を有する。

７）次に、三リーフレット組立体のリーフレットツールの端面と係合するキャビティを有するとともに、過剰なリーフレット領域を切除して３つのリーフレットが形成された基部ツールを用意した。図５Ａを参照すると、基部ツールは全体を５００で示してあり、端部５０１と反対側の底端部５０３の間を長手方向に延びている。３つの凹状キャビティ５０２，５０４，５０６が基部ツール５００の端部５０１に形成されている。それぞれの凹状キャビティ５０２，５０４，５０６は、３つのリーフレット組立体４０２，４０４，４０６のうちの１つの端面１０３にフィットするようにまたは収容されるように形成される。径方向に延びる３つの要素５０８，５１０，５１２が、基部ツール５００のその端部から外側に延びている。それぞれの要素５０８，５１０，５１２は、隣り合ったペアの凹状キャビティ５０２，５０４，５０６の間に配置されている。

次に、ステップ１及び２でリーフレットツールを用意したのと同様の方法で、圧縮パッド及び剥離層（図示せず）を有する基部ツール５００を用意した。それぞれのリーフレットツールに関してステップ１及び２で説明したように、圧縮パッド及び剥離層を同様にして引き伸ばして基部ツール５００に固定し、基部ツール組立体を形成した。

８）図５Ｂを参照すると、次に、基部ツール組立体（便宜上、基部ツール５００として示し、クッション・パッド及び剥離層は示さない）と三リーフレット組立体（全体を400で示す）とをほぼ軸方向で揃えて各リーフレットツール１００の端面（図示せず）を基部ツール（全体を５００で示す）の端部５０１の凹状キャビティ（図示せず）のうちの１つの中に収容し、組み合わされたツール組立体を形成した。

９）次に、金属製バルーン拡張型ステントを製造した。壁の厚みが約０．５ｍｍ（０．０２０インチ）で直径が約２．５ｃｍ（１．０インチ）のステンレス鋼製チューブ３１６をレーザーで切断した。このチューブにパターンを刻み、環状に切断したステント・フレームまたは支持構造を形成した。図６ａに示される平坦にした状態の平面図において、その全体は６００で表される。支持構造６００は、複数の小さな閉鎖セル６０２と、複数の大きな閉鎖セル６０４と、複数のリーフレット閉鎖セル６０６とを備えている。図６Ａでは、平坦にした状態の平面図であるという理由で、複数のリーフレット閉鎖セル６０６のうちの１つが開放セルのように見えることに注意されたい。セル６０２，６０４，６０６は、ほぼ列に沿って配置され、支持構造６００の環状形を形成する。

１０）次に、レーザーで切断したフレームにポリマー材料を付着させた。最初に、直径が約２．５ｃｍ（１．０インチ）のマンドレル（図示せず）をｅＰＴＦＥ膜の犠牲用圧縮層で重複がないようにして包んだ。ｅＰＴＦＥ膜の犠牲用圧縮層は、厚みが約０．５ｍｍ（０．０２インチ）、幅が約１０ｃｍ（４インチ）であり、柔軟な犠牲用圧縮層を提供する柔軟性及び圧縮性を有していた。

１１）次に、実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥフィルムからなる４つの層で、圧縮層膜の上からマンドレルを包んだ。実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥフィルムは、厚みが約２５μｍ（０．００１インチ）、幅が約１０ｃｍ（４インチ）であり、一方の側にＦＥＰ層を備えていた。実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥフィルムを、ＦＥＰがマンドレルとは逆の方向を向くようにして包んだ。実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥフィルムは、ステップ２）ですでに説明した剥離層の特性を有していた。

１２）溶融押し出し及び引き伸ばしを利用してタイプ１（ＡＳＴＭ Ｄ３３６８）ＦＥＰからなる薄いフィルムを構成した。ステップ１０では圧縮層の膜で包み、ステップ１１では実質的に非多孔性のｅＰＴＦＥフィルムからなる４つの層で包んだマンドレルに、このタイプ１（ＡＳＴＭ Ｄ３３６８）ＦＥＰからなる薄いフィルムをさらに１０層追加した。タイプ１（ＡＳＴＭ Ｄ３３６８）ＦＥＰフィルムは、厚みが約４０μｍ（０．００１６インチ）、幅が約７．７ｃｍ（３インチ）であった。

１３）次に、この包まれた状態のマンドレルを、空気対流炉中、約３２０℃で約５分間にわたって熱処理した後、冷却した。

１４）次に、支持構造（図６Ａでは６００で示す）を、包まれた状態で熱処理したマンドレルの上に配置した。次に、包まれた状態のマンドレルの上に配置してある支持構造を、（ステップ１２で用意した）タイプ１（ＡＳＴＭ Ｄ３３６８）ＦＥＰフィルムからなる２つの追加層で包んだ。

１５）次に、包まれた状態のマンドレルとその上に支持されている支持構造とを、空気対流炉中、約３２０℃で約１０分間にわたって熱処理した後、冷却することにより、ポリマーで被覆された支持構造を形成した。

１６）次に、ポリマーで被覆された支持構造を外科用メスで切り出し、切り出されたステント・フレームを形成した。平坦にした状態の平面図を示す図６Ｂにおいて、このステント・フレームは、その全体が７００で表される。より詳細には、１つのやり方では、支持構造の縁部から約２ｍｍ（０．０８インチ）はみ出した状態でポリマーコーティングを切り出し、縁部の輪郭７０８をさまざまな形態にした。別のやり方では、ポリマーコーティングをすべてのセルに広げ、各セルの中にウェブを形成した。どちらの場合にも、支持構造６００がポリマーコーティング７０２の中に完全に封止された状態で、切り出したステント・フレーム７００が形成された。切り出したステント・フレーム７００は、複数のリーフレット閉鎖セル６０６（図６Ａ）と数だけでなく、ほぼ形状が対応する複数のリーフレット開口部７０４を備えている。さらに、図６Ｂに示されるように、小さな閉鎖セルのポリマーコーティング７０２のそれぞれにスリット７０６が形成されている。詳細には、各スリット７０６は直線状であり、環状筋構造６００の長手方向の中心軸（図示せず）とほぼ平行である。

１７）次に、切り出したステント・フレームを、ステップ８からの組み合わされたツール組立体の上に配置した。リーフレットツールのリーフレット部（１０２）を、切り出したステント・フレームのリーフレット開口部（図６Ｂでは７０４）に揃えた。３つの過剰なリーフレット材料領域（図４では３１５）をステント・フレームのリーフレット開口部を通じて引き出した。３対の帯状部（図３Ａでは３１２，３１４）のそれぞれをスリット（図６Ｂでは７０６）の１つを通じて引き出し、切り出したステント・フレームの周囲に巻いた。帯状部の各ペアは、互いに反対側の向きに巻いた。次に、ハンダごてを用い、６つの帯状部を、切り出したステント・フレームに熱融着させた。

１８）次に、組み合わされたツール組立体（ステップ８）と、巻いて熱融着させた帯状部を有する切り出したステント・フレームとを、回転チャック機構に取り付けた。次に、この回転チャック機構を調節して軽い長手方向の圧縮負荷をかけた。次に、ハンダごてを用い、過剰なリーフレット材料領域（図４では３１５）を基部ツール（図５では５００）に付着させた。

１９）次に、ステップ１８の組み合わされたツールを、（ステップ１２からの）タイプ１（ＡＳＴＭ Ｄ３３６８）ＦＥＰフィルムからなる２つの追加層で包んだ。次に、複合体（ステップ４）からなる３つの追加層で上から包み、切り出したステント・フレームに付着させた。

２０）最終熱処理の準備として、圧縮テープ及び圧縮繊維からなる剥離層及び犠牲層を、ステップ１９からの組立体の周辺部と長手方向の両方に付着させた。その後の熱処理の間、圧縮テープ／繊維が周辺部と長手方向の両方から組立体と接触してその組立体を圧縮する。圧縮テープからなる犠牲層をステップ１９からの組立体の周囲に螺旋状に巻いた。この圧縮テープは、前にステップ１０で記載したｅＰＴＦＥからなる犠牲圧縮層の特性を有していた。次に、ｅＰＴＦＥ圧縮繊維を圧縮テープの上からきつく巻いた。外周に圧縮繊維を密な間隔で螺旋状に約１００回巻いた。ｅＰＴＦＥ圧縮繊維は、直径が約１ｍｍ（０．０４インチ）であり、十分に加熱すると長手方向に収縮する構造であった。次に、固定された組立体を回転チャック機構から外した。次に、犠牲圧縮テープからなる３つの層を組立体のまわりに長手方向に巻いた。次に、長手方向の圧縮テープの上から圧縮繊維を約２０回長手方向に巻いた。

２１）次に、ステップ２０からの組立体を、空気対流炉中、約２８０℃で約９０分間にわたって熱処理した後、室温の水で急冷した。この熱処理ステップにより、ステップ４に記載したリーフレット材料の製造に使用されるｅＰＴＦＥ膜の細孔の中に熱可塑性フルオロエラストマーが流入しやすくなる。

２２）次に、犠牲用圧縮テープ／繊維を除去した。ポリマー材料を切除してリーフレットと基部ツールとを分離した。次に、ステントのポリマー層を切除し、リーフレットが付着したステント・フレームを取り出した。次に、リーフレットを切除し、図８において全体が８００で示される弁組立体が得られた。

得られた弁組立体８００は、一実施態様によれば、複数の細孔と実質的にすべての細孔の中に存在するエラストマーとを有する少なくとも１つのフルオロポリマー層を含む複合材料から形成されたリーフレット８０２を備えている。それぞれのリーフレット８０２は、血液が弁組立体を通って流れることを阻止する図９Ａに示される閉鎖状態と、血液が弁組立体を通って流れることが可能な図９Ｂにされる開放状態との間を移動することができる。したがって、弁組立体８００のリーフレット８０２は、閉鎖状態と開放状態との間を繰り返して移動して、一般にヒト患者の血流の方向を調節する。

弁を横断する典型的な解剖学的圧力及び流れをリアル-タイム脈拍再現装置で測定して特定の弁組立体に関する初期データ・セット、すなわち“ゼロ疲労”データ・セットを生成させることにより、それぞれの弁組立体のリーフレットの性能を特徴づけた。次に、弁組立体を高速疲労試験機に移し、約２．０７億回のサイクルに供した。約１億回からなる各ブロックが終了した後、弁をリアル−タイム脈拍再現装置に戻し、性能パラメータを再度測定した。

流れ性能は以下の方法で特徴づけた。

１）弁組立体をシリコーン製環状リング（支持構造）に嵌め込み、リアル-タイム脈拍再現装置で弁組立体を評価した。嵌め込みは、脈拍再現装置の製造者（ViVitro Laboratories社、ヴィクトリアBC、カナダ国）の指示に従って実施した。

２）次に、嵌め込んだ弁組立体をリアル−タイム左心臓血流拍動再現システムの中に配置した。この血流拍動再現システムは、ＶＳＩ ＶｉＶｉｔｒｏ Ｓｙｓｔｅｍｓ社（ヴィクトリアBC、カナダ国）から供給された以下の部品を備えていた：スーパー・ポンプ、サーボ・パワー増幅器、部品番号ＳＰＡ３８９１；スーパー・ポンプ・ヘッド、部品番号ＳＰＨ５８９１Ｂ、シリンダの面積３８．３２０ｃｍ²；弁ステーション／固定部；波形発生装置、ＴｒｉＰａｃｋ、部品番号ＴＰ２００１；センサー・インターフェイス、部品番号ＶＢ２００４；センサー増幅部品、部品番号ＡＭ９９９１；矩形波電磁流メータ（Carolina Medical Electronics社、イースト・ベンド、ノースカロライナ州、アメリカ合衆国）。

一般に、血流拍動再現装置では固定変位ピストン・ポンプを利用して試験中の弁を通過する所望の流体流を発生させる。

３）心臓血流拍動再現装置を調節し、所望の流れ、平均圧力、シミュレーションした脈拍数を生成させた。次に、試験中の弁を約５〜２０分間にわたって繰り返して動作させた。

４）試験期間中に圧力及び流れのデータを測定して回収した。データには、心室圧、大動脈圧、流速、ポンプのピストン位置が含まれている。図１０は、心臓血流拍動再現システムからの典型的なデータ出力のグラフである。

５）弁を特徴づけるために、そして、疲労試験後の弁と比較するために用いたパラメータは、前進流の圧力がプラスである間に開放状態の弁を横断する圧力低下、オリフィスの有効面積、及び逆流率である。

特徴づけの後、弁組立体を血流拍動再現システムから外し、高速疲労試験機の中に配置した。Ｄｙｎａｔｅｋ（ガレーナ、ミズーリ州、アメリカ合衆国）から供給された６位置心臓弁耐久性試験機、部品番号Ｍ６を、Ｄｙｎａｔｅｋ Ｄａｌｔａ ＤＣ７０００制御装置で駆動した。この高速疲労試験機は、約７８０回／分という典型的な繰り返し速度で流体に弁組立体を通過させる。試験中、チューニングしたストロボ光を用いて弁組立体を目視で調べることができる。図１１Ａ及び図１１Ｂに示されるように、閉鎖状態の弁を横断する圧力低下もモニタすることができる。図１１Ａ及び図１１Ｂには、高速疲労試験機が一定の圧力波形を生成し続けていたことを確認できる典型的なデータ・セットが示されている。

弁組立体を連続的に反復動作させ、目視での変化と圧力低下の変化を定期的にモニタした。約２億回のサイクルの後、弁組立体を高速疲労試験機から外し、リアル−タイム脈拍再現装置に戻した。圧力及び流れのデータを回収し、回収してある元のデータと比較した。

図１２Ａには、リアル−タイム心臓血流拍動再現システムからの典型的な測定データ出力を示すスクリーン・ショットが示される。ここには、心室圧、大動脈圧及び流速が示されている。特定の弁の初期データ、すなわち“ゼロ疲労”データは図１２Ａに示される。特定の同じ弁で同じ測定を実施し、２．０７億回のサイクル後にデータを回収した。その特定の弁での２．０７億回のサイクル後のデータを図１２Ｂに示す。両方の測定値のセットは、５リットル／分の流速及び７０回／分の速度で採取した。図１２Ａ及び１２Ｂを比較することにより、波形が実質的に同じであることが容易に理解される。これは、約２．０７億回のサイクル後にリーフレットの性能が実質的に変化しなかったことを示している。サイクルが０回及び２．０７億回の時点で測定した圧力低下、オリフィス有効面積（ＥＯＡ）及び逆流率は、以下の表１に要約されている。

一般に、本明細書に記載した実施態様に従って構成したリーフレットは、２．０７億回のサイクル後に、破れ、穴、永続的な歪みなどの物理的または機械的な劣化を示さなかった。その結果として、２．０７億回のサイクル後でさえ、リーフレットの閉鎖状態及び開放状態において観察できる変化または劣化もなかった。

［実施例２］
堅固な金属製フレームに接合したポリマー製リーフレットを備える心臓弁を以下のようにして構成した。

図１４に示される形状のＰＴＦＥからマンドレル９００を加工した。マンドレル９００は、第１の端部９０２と、その反対側の第２の端部９０４を有しており、その両端部の間を長手方向に延びている。マンドレル９００は、３つのほぼアーチ形凸状葉部９１２（そのうち２つが図示されている）を有する外面９１０を有する。それぞれの葉部は、一般に、完成した弁組立体（図示せず）のリーフレット（図示せず）を形成する。外面９１０には、弁フレーム（図１５では９３０）の表面にリーフレットを形成する前に弁フレームを凸状葉部９１２に対して位置決めするためのフレーム着座領域９２０も含まれている。

外径が約２５．４ｍｍ、壁の厚みが約０．５ｍｍである、ある長さの３１６ステンレス鋼製チューブから、図１５に示される形状の弁フレーム９３０をレーザーで切断した。図示した実施態様において、弁フレーム９３０は、底端部９３２と、反対側の上端との間を軸方向に延びている。反対側の上端は、目的の完成後の弁組立体（図示せず）のリーフレットの数に対応する、軸方向に延びるほぼ尖塔形の複数の柱９３４によって規定される。図示した具体的な実施態様では、弁フレーム９３０に３つの柱９３４が形成されている。

厚み約４μｍのＦＥＰフィルム（図示せず）からなる２つの層で弁フレーム９３０のまわりを包み、炉の中で約２７０℃にて約３０分間にわたって焼成した後、冷却した。次に、得られた被覆された弁フレーム（見やすくするため、被覆されていない状態を９３０で示してある）を滑らせてマンドレル９００の表面に取り付けた。そのとき、弁フレーム９３０とマンドレル９００との間で相補的な凹凸が互いに嵌まるようにした。その状態が図１６に示される。

次に、フルオロエラストマーを吸収させたｅＰＴＦＥからなる膜層を有するリーフレット材料を用意した。より詳細には、ｅＰＴＦＥからなる膜層は、米国第７，３０６，７２９号に記載されている一般的な教示内容に従って製造した。ｅＰＴＦＥ膜は、付録に記載した方法に従って試験した。ｅＰＴＦＥ膜は、単位面積あたりの質量が約０．５７ｇ／ｍ²、細孔率が約９０．４％、厚みが約２．５μｍ、泡立ち点が約４５８ＫＰａ、マトリックス引張強度が長手方向で約３３９ＭＰａ、横断方向で約２５７ＭＰａであった。この膜には、実施例１に記載したのと同じフルオロエラストマーを吸収させた。フルオロエラストマーは、Ｎｏｖｅｃ ＨＦＥ７５００（３Ｍ社、セント・ポール、ミネソタ州、米国）に約２．５％の濃度で溶かした。（ポリプロピレン製離型フィルムで支持しながら）メイヤー棒を用いてこの溶液でｅＰＴＦＥ膜を被覆し、約１４５℃に設定した対流炉の中で約３０秒間乾燥させた。２つの被覆ステップの後、得られたｅＰＴＦＥ／フルオロエラストマー複合材料は、単位面積あたりの質量が約３．６ｇ／ｍ²であった。

次に、この複合材料（図示せず）を、組み立てたマンドレル９００及び弁フレーム９３０のまわりに巻いた。一実施態様では、合計で２０層のｅＰＴＦＥ／フルオロエラストマー複合体を使用した。マンドレル９００を超えて延びた過剰な複合材料があれば、捩ってマンドレル９００の端部９０２，９０４に軽く押し付けた。

次に、複合材料を巻いたマンドレルを圧力容器の中に入れ、マンドレル９００の基部または第２の端部９０４にある通気ポート９０６（図１４）が鉛直に大気に通じる状態にした。通気ポート９０６は、第２の端部９０４からマンドレル９００を通って軸方向に延び、ほぼ直交して延びる通気ポート９０８に通じている。通気ポート９０８は、マンドレル９００の外面９１０を貫通して延びている。通気ポート９０６，９０８は、必要に応じてマンドレルに設けられた他の通気ポート（図示せず）とともに、成形プロセスの間に複合材料とマンドレルとの間に捕えられた空気を逃がすことができる。

約６９０ＫＰａ（１００ｐｓｉ）の窒素圧を圧力容器に印加し、ｅＰＴＦＥ／フルオロエラストマー複合体をマンドレル９００及び弁フレーム９３０に押し付けた。約３時間後に圧力容器内の温度が約３００℃に達するまで、熱を加えた。加熱装置をオフにし、一晩かけて圧力容器を室温まで冷却した。このプロセスによってｅＰＴＦＥ／フルオロエラストマー複合体の層が互いに接合されるとともに、弁フレーム９３０にＦＥＰコーティングが接合された。圧力を解放し、マンドレルを圧力容器から取り出した。

ｅＰＴＦＥ／フルオロエラストマー複合体を外周に沿って２箇所で切除した。第１の箇所は、弁フレーム９３０の底端部９３２の位置であり、第２の箇所は、弁フレーム９３０の上端に近く、それぞれの柱９３４の中点付近でほぼ交差する円に沿った位置である。弁フレーム９３０と、切除された複合材料とからなる得られた弁組立体９４０を、マンドレルから分離し、マンドレルから滑らせて離した。図１７に示される成形された弁組立体９４０は、弁フレーム９３０と、切除された複合材料とから形成された複数のリーフレット９５０を備えている。一実施態様において、弁組立体９４０は、３つのリーフレットを備えていた。別の一実施態様において、弁組立体９４０のそれぞれのリーフレット９５０は、厚みがほぼ４０μｍであった。

弁の開き具合を制御しやすくするため、それぞれの柱の近くにある隣り合ったリーフレットを互いに接合した。図１８に示されるように、隣り合ったリーフレット９５０ａ，９５０ｂで柱９３４の周囲を包み、互いに接合して継ぎ目９５４を形成した。継ぎ目９５４は、柱９３４から少なくとも約２ｍｍまでの深さ９５６で延びていた。隣り合ったリーフレット９５０ａ，９５０ｂの間の接合をサポートするため、付着部材９５２を隣り合ったリーフレット９５０ａ，９５０ｂの内面に固定し、継ぎ目９５４が隣り合ったリーフレット９５０ａ及び９５０ｂにまたがるようにした。図１８に示されるように、付着部材９５２は、ほぼ長方形であった。但し、付着部材を別の形にしてもよいことに注意されたい。付着部材９５２は、リーフレット９５０の形成に用いたのと同じタイプの複合材料から形成した。付着部材９５２は、すでに説明したフルオロエラストマー溶液を用いて隣り合ったリーフレット９５０ａ，９５０ｂの内面に固定した。これらのステップを弁組立体の隣り合ったリーフレットの別のペアで繰り返した。

この実施例のリーフレットの性能及び耐久性は、実施例１に記載したのと同じ方法で分析した。最初に、実施例１に記載したのと同じリアル−タイム脈拍再現装置で弁を横断する典型的な解剖学的圧力及び流れを測定して特定の弁組立体に関する初期データ・セット、すなわち“ゼロ疲労”データ・セットを生成させることにより、弁組立体を特徴づけた。次に、弁に対して実施例１のような加速試験を実施した。約０．７９億回のサイクル後、弁を高速疲労試験機から外し、流体力学的性能を実施例１のようにして再び特徴づけた。弁は、最終的に約１．９８億回のサイクル後に外した。約０．７９億回のサイクル及び約１．９８億回のサイクルの時点で測定した圧力低下、ＥＯＡ及び逆流率は、以下の表２に要約されている。

図１３Ａ及び図１３Ｂは、同様の弁に関する同様の結果を示している。図１３Ａは、約０．７９億回のサイクル後に心臓流脈拍再現システムで測定した出力データのグラフである。同様の弁で約１．９８億回のサイクル後に同じ測定を実施した。そのグラフは図１３Ｂに示されている。どちらの測定値のセットも、約４リットル／分の流速及び約７０サイクル／分の速度で取得した。図１３Ａ及び図１３Ｂを比較することにより、波形が有意に似ていることに再度気づくはずである。これは、約１．９８億回のサイクル後にリーフレットの性能が実質的に変化していないことを示している。サイクルが０回、約０．７９億回及び約１．９８億回の時点で測定した圧力低下、オリフィス有効面積（ＥＯＡ）及び逆流率は、以下の表２に要約されている。これらのデータは、約１．９８億回のサイクル後にリーフレットの性能が実質的に変化していないことを示している。

［実施例３］
堅固な金属製フレームに接合したポリマー製リーフレットを有する心臓弁を以下の方法に従って構成した。

外径が約２５．４ｍｍ、壁の厚みが約０．５ｍｍである、ある長さの３１６ステンレス鋼製チューブから、図１９に示される形状の弁支持構造またはフレーム９６０をレーザーで切断した。図示した実施態様において、フレーム９６０は、底端部９６２と、反対側の上端との間を軸方向に延びている。反対側の上端は、目的の完成後の弁組立体（図示せず）のリーフレットの数に対応する、軸方向に延びるほぼ尖塔形の複数の柱９６４によって規定される。放物線形の上縁９６８が、隣り合った柱９６４の間を延びている。図示した具体的な実施態様では、３つの柱９６４及び３つの上縁９６８が、フレーム９６０の上端を形成している。リーフレット材料と接触する可能性のあるフレームのコーナーは、回転式紙ヤスリ機及び手作業での研磨によって丸くした。フレームを水で洗浄した後、ＰＴ２０００Ｐプラズマ処理システム（Tri-Star Technologies社、エル・セグンド、カリフォルニア州、米国）を用いてプラズマでクリーンにした。

一実施態様では、クッション部材をフレームの少なくとも一部と、リーフレットの少なくとも一部との間に設置し、フレームとリーフレットとが直接接触することに付随する応力を最小にする。最初にｅＰＴＦＥ膜にシリコーンＭＥＤ−６２１５（NuSil社、カーピンテリア、カリフォルニア州、米国）を吸収させ、それを幅約２５ｍｍに広げ、巻いて実質的に丸い繊維にすることにより、ｅＰＴＦＥ及びシリコーンの複合繊維を作製した。この繊維で使用するｅＰＴＦＥは、付録に記載した方法に従って試験した。ｅＰＴＦＥ膜は、泡立ち点が約２１７ＫＰａ、厚みが約１０μｍ、単位面積あたりの質量が約５．２ｇ／ｍ²、細孔率が約７８％、一方向のマトリックス引張強度が約９６ＭＰａ、直交方向のマトリックス引張強度が約５５ＭＰａであった。この複合繊維９６６を、図２０に示されるように、フレーム９６０のそれぞれの柱９６４に巻いた。

次に、光造形法を利用して図２１に示される形状のマンドレル９７０を形成した。マンドレル９７０は、第１の端部９７２と、その反対側の第２の端部９７４とを有しており、その両端部の間を長手方向に延びている。マンドレル９７０は、３つのほぼアーチ形凸状葉部９８２（そのうち２つが図示されている）を有する外面９８０を有する。それぞれの葉部は、一般に、完成した弁組立体（図示せず）のリーフレット（図示せず）を形成する。外面９８０には、弁フレーム（図１９では９６０）の表面にリーフレットを形成する前に弁フレームを凸状葉部９８２に対して位置決めするためのフレーム着座領域９８４も含まれている。

次に、マンドレル９７０にｅＰＴＦＥ成形剥離剤をスプレーで被覆した。この実施例では、前に記載したｅＰＴＦＥ膜の4つの層でマンドレルを包んだ。ＭＥＤ−６２１５をｅＰＴＦＥの表面に塗布してｅＰＴＦＥの細孔の中を湿らせることにより、細孔を実質的に満たした。過剰なＭＥＤ−６２１５を除去し、複合繊維９６６を巻いた柱９６４を備えるフレーム９６０を、図２２に示されるように、フレーム封止領域９８４に沿ってマンドレル９７０の上に配置した。シリコーンＭＥＤ−４７２０（NuSil社、カーピンテリア、カリフォルニア州、米国）をフレーム９６０の上縁９６８及びフレーム９６０の柱９６４に沿って配置し、リーフレットの中に応力緩和部（図示せず）を設けた。ｅＰＴＦＥからなる８つの追加層でフレーム９６０及びマンドレル９７０を包んだ。追加のＭＥＤ−６２１５をｅＰＴＦＥに塗布してｅＰＴＦＥの細孔の中を湿らせることにより、細孔を実質的に満たした。ｅＰＴＦＥからなる別の８つの層でフレーム９６０及びマンドレル９７０を包んだ。これらの層が、成形中に過剰なすべてのシリコーンを吸収する吸収部を形成する。これらの層は、シリコーンが硬化した後に除去した。

１つの面がマンドレルの表面を反転させた形状と正確に一致するように成形したシリコーン・ゴム成形体（図示せず）を、三リーフレットを形成する突起部のそれぞれのためにあらかじめ製造した。これらの成形体を離型用ＰＴＦＥとともにスプレーして被覆した後、マンドレルの合致する突起部に一致させた。ｅＰＴＦＥ繊維（図示せず）をシリコーン成形体のまわりに約５０回巻くことによってほぼ径方向の圧力を弁に加え、マンドレルに押し付けた。

次に、この組立体を約１００℃の炉の中に約１時間入れてシリコーンを硬化させた。冷却後、繊維とシリコーンの成形体を取り出し、吸収部であるｅＰＴＦＥの８つの層を剥がして廃棄した。得られた弁（図示せず）をマンドレルから滑らせて外した。ワイヤ・カッターを用いて柱を切除し、リーフレット材料の過剰な長さ及びフレームの基部位置の材料の過剰な長さをハサミで注意深く切除し、完成した弁組立体を形成した。その全体が９９０として図２３に示される。したがって、一実施態様では、弁組立体９９０として、フレームまたは支持構造９６０と；開放状態と閉鎖状態との間を移動して弁組立体９９０を通過する血流を調節することができる、支持構造９６０に支持された複数のリーフレット９９２と；支持構造９６０の少なくとも一部と各リーフレット９９２の少なくとも一部との間に位置し、リーフレットの支持構造への連結（coupling）及び近接（proximity）に起因してリーフレットにおける応力を最小にする、複合繊維９６６で巻まれた柱９６４とを備える弁組立体が形成された。別の一実施態様では、上記のように、複数の細孔と、実質的にすべての細孔に存在するエラストマーとを有する少なくとも１つのフルオロポリマー層を備える複合材料からクッション部材を形成する。

図面に具体的に示したのとは異なる支持構造を使用してもよいことに注意されたい。さらに、クッション部材は、支持構造にリーフレットが接続されていること、および／またはリーフレットが支持構造の近くにあることに起因するリーフレットでの応力を最小にするため、必要に応じて支持構造に沿ったどの位置で使用してもよい。例えばクッション部材は、放物線形の上縁に沿って支持構造に接続することができる。

クッション部材は、シートとして形成して支持構造に沿った所望の位置に巻いてもよいし、さまざまな断面形状とサイズの繊維から形成してもよいことにも注意されたい。

クッション部材は、チューブとして形成して支持構造の端部の上を滑らせてもよいし、長手方向に切り込みを入れ、支持構造に沿った所望の位置のまわりに位置させてもよいことにも注意されたい。

完成した弁組立体のリーフレットを測定し、各リーフレットの中心における平均の厚みが約１２０μｍであることを確認した。

次に、実施例１のようにして弁組立体の流れ特性を特徴づけ、加速試験を実施した。約０．５億回のサイクルからなる各ブロックが終了した後、弁組立体を高速疲労試験機から外し、実施例１のようにして流体力学的性能を再び特徴づけた。弁組立体は、最終的に約１．５億回のサイクルの時点で外したが、許容可能な性能を示し、穴の形成はなかった。

［比較例Ａ］
エラストマーを組み込まなかった点が除き、実施例１と同様にして、６つの弁を構成した。ｅＰＴＦＥ材料は、実施例１に記載したものと同じだったが、フルオロエラストマー・コポリマーを吸収させず、その代わりに熱可塑性接着剤として機能するＦＥＰコポリマーの不連続な層で被覆した。弁は実施例１のようにして構成した。それぞれのリーフレットは、膜からなる３つの層を備え、リーフレットの最終的な厚みの平均は約２０μｍになった。流体力学的特徴づけの後、弁を実施例１で説明したＤｙｎａｔｅｋ加速試験機に取り付けた。サイクルが約４千万回になるまでにリーフレットで縁部の剥離及び穴の形成が観察されたため、試験を停止した。

［比較例Ｂ］
実施例１と同様にして２つの弁を構成したが、本発明のエラストマー部は組み込まなかった。使用した材料は、以下のような特性を有する薄いｅＰＴＦＥ膜であった：単位面積あたりの質量が約２．４３ｇ／ｍ²、細孔率が約８８％、ＩＢＰが約４．８ＫＰａ、厚みが約１３．８μｍ、一方向のマトリックス引張強度が約６６２ＭＰａ、直交方向のマトリックス引張強度が約１．２ＭＰａ。このｅＰＴＦＥ膜を付録に記載した方法に従って試験した。この膜を１０層、向きを交互に変えて重ねて配置した後、実施例１に記載したツールの上に配置した。次に、そのツールを対流空気炉の中で約２５分間にわたって約３５０℃に曝した後、取り出し、水浴の中で急冷した。次に、ツールの３つの部品をステント・フレームに挿入し、実施例１のようにＦＥＰを有する弁組立体にリーフレットを接合した。

上記のようにして、リアル−タイム心臓血流拍動再現システムを用いてそれぞれの弁で高速疲労試験を実施した。１つの弁では約０．３億回のサイクル後、別の弁では約４千万回のサイクル後、目視での劣化が観察され、測定可能な性能の低下が認められた。目視での劣化及び測定可能な性能の低下に加え、表３には、約４千万回のサイクル後に測定された圧力低下、オリフィス有効面積（ＥＯＡ）及び逆流率が要約されている。

当業者には、本発明の精神または範囲を逸脱することなく、さまざまな改変やバリエーションが可能であることが明らかであろう。したがって本発明は、添付の請求項及びその等価物の範囲に入るのであれば、そのような改変やバリエーションを含むことが想定されている。

付録
本明細書では、マトリックス引張強度は、特定の条件下における多孔性フルオロポリマーのサンプルの引張強度を意味する。サンプルの細孔率は、引張強度に、サンプルの密度に対するポリマーの密度の比を掛けることによって求まる。

本明細書では、“膜”という用語は、多孔性フルオロポリマー製品を意味し、“複合体”は、ある材料を吸収した多孔性フルオロポリマーを意味し、“リーフレット”は、血流の方向を調節するための埋め込み可能な物品の１つの部品を意味する。本発明のリーフレットは、複合体からなる１つ以上の層である。

本明細書では、“吸収する”という用語は、細孔の少なくとも一部に第２の材料を満たすのに用いる任意の方法を意味する。

細孔が実質的にエラストマーで満たされた多孔性フルオロポリマー製リーフレットでは、所望の特性を測定するため、適切な溶媒を用いてエラストマーを溶解または分解した後、洗浄して除去する。

本明細書では、“エラストマー”という用語は、ポリマー、複数のポリマーの混合物、1種類以上のポリマーと非ポリマー成分の混合物のうちで、元の長さの少なくとも1.3倍まで伸ばすことができ、解放時には迅速にほぼ元の長さに戻る能力を有するものと定義される。“エラストマー的”という用語は、ポリマーがエラストマーと同様の引張特性と復元特性を示すが、必ずしも引張および／または復元が同程度である必要はない特性を記述するのに用いる。

本明細書では、“熱可塑性”という用語は、熱を加えたときに軟化し、室温まで冷却したときに元の状態に戻るポリマーと定義される。そのようなポリマーは、熱を加えること、または熱と圧力を加えることにより、ポリマーの元の状態を有意に劣化または変化させることなく、軟化させたり、流動させたり、新しい形を取らせたりすることができる。熱可塑性ポリマーとは異なり、“熱硬化性”ポリマーは、ここでは、硬化させたときに不可逆的に固化する、または“固まる”ポリマーと定義される。あるポリマーが本発明の意味で“熱可塑性”ポリマーであるかどうかの判断は、応力下のサンプルの温度をゆっくりと上昇させて変形を観察することによって可能である。そのポリマーの元の化学的状態を有意に劣化または変化させることなく、そのポリマーを軟化させたり、流動させたり、新しい形を取らせたりすることができるのであれば、そのポリマーは熱可塑性であると見なされる。材料をわずかしか入手できない場合には、判断するのに高温顕微鏡を使用する必要があろう。

弁の品質の１つの指標は、オリフィスの有効面積（ＥＯＡ）であり、それは、ＥＯＡ（ｃｍ²）＝Ｑ_rms／（５１．６×(ΔＰ)^1/2）から計算することができる。ただし、Ｑ_rmsは、収縮期／拡張期の流速の二乗平均であり、ΔＰは、収縮期／拡張期の圧力低下（ｍｍＨｇ）である。

本明細書では、単位質量あたりの表面積（単位はｍ²／ｇ）は、ブルナウアー−エメット−テラー（ＢＥＴ）法を利用してＣｏｕｌｔｅｒ ＳＡ３１００気体吸着分析器（Beckman Coulter社、フラートン、カリフォルニア州、米国）で測定した。測定を実施するため、延伸フルオロポリマー膜の中心部からサンプルを切り出し、小さなサンプル・チューブの中に配置した。サンプルの質量は約０．１〜０．２ｇであった。チューブをＢｅｃｋｍａｎ Ｃｏｕｌｔｅｒ社（フラートン、カリフォルニア州、米国）のＣｏｕｌｔｅｒ ＳＡ−Ｐｒｅｐ表面領域脱ガス装置（モデルSA-Prep、P/n 5102014）の中に配置し、約１１０℃にて約２時間にわたってヘリウムでパージした。次にサンプルをＳＡ−Ｐｒｅｐ脱ガス装置から取り出し、計量した。次に、サンプル・チューブをＳＡ３１００気体吸着分析器の中に配置し、装置の使用説明書に従ってＢＥＴ表面積分析を実施した。そのとき、自由空間を計算するためのヘリウムと、吸着可能なガスとしての窒素とを用いた。

泡立ち点と平均流細孔サイズは、Ｐｏｒｏｕｓ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ社（イサカ、ニューヨーク州、米国）の毛細流ポロメータ（モデルCFP 1500AEXL）を使用し、ＡＳＴＭ Ｆ３１ ６−０３の一般的な教示内容に従って測定した。膜のサンプルをサンプル室の中に配置し、表面張力が約２０．１ダイン／ｃｍのＳｉｌＷｉｃｋシリコーン流体（Porous Materials社から入手できる）で湿らせた。サンプル室の底部クランプは、穴の直径が約２．５４ｃｍであった。Ｃａｐｗｉｎソフトウエアのバージョン７．７３.０１２を使用し、以下のパラメータを以下の表に記載したように設定した。

膜厚は、ＫａｆｅｒＦＺ１０００／３０厚み挟みゲージ（Kafer Messuhrenfabrik GmbH社、ヴィリンゲン-シュヴェンニンゲン、ドイツ国）の２枚のプレートの間に膜を挟んで測定した。３回の測定の平均値を記録した。

細孔の中にエラストマーが存在していることは、当業者に公知のいくつかの方法（例えば表面および／または断面の視覚的分析や、他の分析法）で明らかにすることができる。これらの分析は、リーフレットからエラストマーを除去する前と後に実施できる。

膜のサンプルをダイスで切断して約２．５４cm×約１５．２４cmの長方形の切片を形成し、重量（Mettler-Toledo社の化学天秤のモデルAG204を使用）及び厚み（Kafer FZ1000/30挟みゲージを使用）を測定した。これらのデータを用いて密度を以下の式：ρ＝ｍ／ｗ×ｌ×ｔによって計算した（ただしρ＝密度（ｇ／ｃｍ³）：ｍ＝質量（ｇ）、ｗ＝幅（ｃｍ）、ｌ＝長さ（ｃｍ）、ｔ＝厚み（ｃｍ））。３回の測定の平均値を記録した。引っ張り破断負荷は、面が平坦な握りと０．４４５ｋＮの負荷セルを備えるＩＮＳＴＲＯＮ１２２引っ張り試験機を用いて測定した。ゲージの長さは約５．０８ｃｍ、クロス−ヘッドの速度は約５０．８ｃｍ／分であった。サンプルのサイズは約２．５４ｃｍ×約１５．２４ｃｍであった。長手方向の測定では、サンプルの長いほうのサイズを最大強度の方向に向けた。直交ＭＴＳ測定では、サンプルの長いほうのサイズを最大強度に垂直な方向に向けた。Ｍｅｔｔｌｅｒ−Ｔｏｌｅｄｏ社の化学天秤のモデルＡＧ２０４を使用して各サンプルを計量した後、ＫａｆｅｒＦＺ１０００／３０挟みゲージを使用して厚みを測定した。次にサンプルを引っ張り試験機で個別に試験した。各サンプルの３つの異なる区画を測定した。３回の最大負荷（すなわちピークの力）測定の平均値を記録した。長手方向及び横断方向の最大引張強度（ＭＴＳ）を、以下の式：ＭＴＳ＝（最大負荷／断面の面積）×（ＰＴＦＥのバルク密度）／（多孔性膜の密度）を用いて計算した（ただし、ＰＴＦＥのバルク密度は約２．２ｇ／ｃｍ³とした）。曲げ剛性は、ＡＳＴＭ Ｄ７９０に記載されている一般的な手続きに従って測定した。大きな試験サンプルが入手できるのでなければ、試験サンプルは小さなものを使用せねばならなかった。試験条件は以下の通りであった。互いに約５．０８ｍｍ離して水平に配置した尖った柱を使用し、リーフレットサンプルを三点屈曲試験装置で測定した。直径が約１．３４ｍｍで重さが約８０ｍｇの鋼鉄製の棒を使用してｙ（下）方向に反らせた。そのときサンプルをｘ方向に拘束しなかった。この鋼鉄製の棒をゆっくりと膜サンプルの中心点に載せた。約５分間待った後、ｙ方向の反り具合を測定した。上記のように支持した弾性梁の反り具合は、ｄ＝Ｆ×Ｌ³／４８×ＥＩで表わすことができる。ただし、Ｆ（単位はニュートン）は、梁の長さＬ（単位はｍ）の中心に加える負荷であり、したがってＬは懸隔用柱の間の距離の半分であり、ＥＩは曲げ剛性（単位はＮｍ）である。この関係式からＥＩの値を計算することができる。長方形の断面に関しては、Ｉ＝ｔ³×ｗ／１２である。ただし、Ｉ＝断面二次モーメント、ｔ＝サンプルの厚み（単位はメートル）、ｗ＝サンプルの幅（単位はメートル）である。この関係式を用い、曲げ変形の測定範囲全体での平均弾性率を計算することができる。

Claims (29)

1. 開放状態と閉鎖状態との間を移動できる複数のリーフレットを備えた人工弁であって、各リーフレットが、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてに存在するエラストマー又はエラストマー材料とを有する複合材料を含み、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーであることを特徴とする、人工弁。
2. 前記複合材料が７０重量％未満のフルオロポリマーを含む、請求項１に記載の人工弁。
3. 前記複合材料が６０重量％未満のフルオロポリマーを含む、請求項１又は２に記載の人工弁。
4. 前記複合材料が５０重量％未満のフルオロポリマーを含む、請求項１〜３のいずれか１項に記載の人工弁。
5. 前記コポリマーが、４０〜８０重量％のペルフルオロメチルビニルエーテル及びそれと相補的な６０〜２０重量％のテトラフルオロエチレンを含んでなる、請求項１に記載の人工弁。
6. 前記フルオロポリマーがＰＴＦＥである、請求項１〜５のいずれか１項に記載の人工弁。
7. 前記ＰＴＦＥがｅＰＴＦＥである、請求項６に記載の人工弁。
8. 前記少なくとも１つのフルオロポリマー層が、少なくとも１つの方向において９６ＭＰａよりも大きいマトリックス引張強度を有する、請求項１〜７のいずれか１項に記載の人工弁。
9. 前記リーフレットの厚みが３５０μｍ未満である、請求項１〜８のいずれか１項に記載の人工弁。
10. 前記リーフレットの厚みが３００μｍ未満である、請求項１〜９のいずれか１項に記載の人工弁。
11. 前記リーフレットの厚みが２００μｍ未満である、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の人工弁。
12. 前記リーフレットの厚みが１００μｍ未満である、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の人工弁。
13. 前記リーフレットの厚みが５０μｍ未満である、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の人工弁。
14. 前記リーフレットの厚みが２５μｍ未満である、請求項１〜１３のいずれか１項に記載の人工弁。
15. 血流方向を調節するための前記人工弁を横断するＥＯＡが、４千万回のサイクルの後、１０％以内に維持される、請求項１〜１４のいずれか１項に記載の人工弁。
16. 血流方向を調節するための前記人工弁を横断する逆流率が、４千万回のサイクルの後、１５％未満に維持される、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の人工弁。
17. ４千万回のサイクルの後、前記リーフレットに端部剥離又は孔形成が生じない、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の人工弁。
18. 請求項１〜１７のいずれか１項に記載の人工弁の複合材料を形成する方法であって、
    （ａ）前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてを満たすための溶液の調製に適した溶媒に、エラストマー又はエラストマー材料を溶かすステップ、
    （ｂ）前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてを満たすステップ、及び
    （ｃ）前記溶媒を蒸発させて、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべての中に前記エラストマー又はエラストマー材料を残存させるステップ
    を含み、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーである、前記方法。
19. 請求項１８に記載の方法であって、前記ステップ（ｂ）が、前記エラストマー又はエラストマー材料を、分散液によって、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてに供給するステップを含む、前記方法。
20. 請求項１８又は１９に記載の方法であって、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてにおいて前記エラストマー又はエラストマー材料を重合させるステップをさらに含む、前記方法。
21. 支持構造と、
    開放状態と閉鎖状態との間を移動して人工弁を通過する血流を調節することができる、前記支持構造に支持されたリーフレットと、
    前記支持構造の少なくとも一部と前記リーフレットの少なくとも一部との間に位置するクッション部材と
    を備えた、人工弁であって、
    前記クッション部材が、複合材料から形成され、前記複合材料が、少なくとも１つのフルオロポリマー層を有し、前記フルオロポリマー層が、複数の細孔と前記細孔の実質的にすべてに存在するエラストマー又はエラストマー材料とを有し、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーであることを特徴とする、前記人工弁。
22. 前記支持構造が長手方向に延びる柱を備えており、前記リーフレットの一部が前記柱のまわりに巻き付けられることによって、前記リーフレットが前記支持構造に固定されている、請求項２１に記載の人工弁。
23. 前記クッション部材の前記少なくとも１つのフルオロポリマー層が、多孔性ｅＰＴＦＥで形成されている、請求項２１又は２２に記載の人工弁。
24. 長手方向に延びる柱を有する第１の端部、及びその反対側の第２の端部を有するほぼ環状の支持構造と、
    前記支持構造の外周に沿って延びているとともに、それぞれ前記柱の反対側に沿って延びる第１及び第２のリーフレットを形成しているリーフレット材料のシートと、
    前記柱に接続されることによって前記柱と前記第１及び第２のリーフレットとの間にクッションを実現するクッション部材と
    を備えた、人工弁であって、
    各リーフレットが、複合材料を含み、前記複合材料が、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてに存在するエラストマー又はエラストマー材料とを有し、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーであることを特徴とする、人工弁。
25. ヒト患者の血流方向を調節するための人工弁であって、
    前記人工弁が、開放状態と閉鎖状態との間を移動できる複数のリーフレットを含み、各リーフレットが、複合材料を含み、前記複合材料が、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の前記細孔の実質的にすべてを満たすエラストマー又はエラストマー材料とを有し、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーであることを特徴とする、人工弁。
26. ヒト患者の血流方向を調節するための埋め込み可能な心臓弁であって、
    前記埋め込み可能な心臓弁が、血流が前記埋め込み可能な心臓弁を通過することを可能とする第１の配置と、血流が前記埋め込み可能な心臓弁を通過することを阻止する第２の配置との間を循環可能な複数のリーフレットを備えており、
    各リーフレットが、複数の細孔を有する少なくとも１つのフルオロポリマー層と、前記少なくとも１つのフルオロポリマー層の細孔の実質的にすべてに存在するエラストマー又はエラストマー材料とを有する複合材料を含んでおり、そして
    前記複合材料が、５５重量％未満のフルオロポリマーを含み、１２０μｍ未満の厚みを有し、前記エラストマー又はエラストマー材料がＴＦＥ／ＰＭＶＥコポリマーである、前記埋め込み可能な心臓弁。
27. 前記埋め込み可能な心臓弁を横断するＥＯＡが、４千万回のサイクルの後、１０％未満に維持される、請求項２６に記載の埋め込み可能な心臓弁。
28. 前記埋め込み可能な心臓弁を横断する逆流率が、４千万回のサイクルの後、１５％未満に維持される、請求項２６に記載の埋め込み可能な心臓弁。
29. ４千万回のサイクルの後、前記リーフレットに端部剥離または孔形成が生じない、請求項２６に記載の埋め込み可能な心臓弁。