(57)【要約】弾性弁尖および弾性支持構造を有する、人工心臓弁が、説明される。支持構造は、閉鎖位置から開放位置に前駆的遷移を呈することができる。支持構造は、前駆的遷移の間、基部縁において、正弦波移動プロファイルを呈することができる。本明細書に提供されるのは、２つ以上の人工弁尖と、合成弾性支持構造とを有する、人工心臓弁のいくつかの例示的実施形態である。多くの例示的実施形態では、弁尖は、閉鎖の間、負荷を弾性支持構造に伝達するために十分な剛性を有することができる。支持構造は、支持構造が、伝達された負荷をポテンシャルエネルギーとして貯蔵し、次いで、閉鎖状態から開放状態に移動する際、それを運動エネルギーの形態で適切な時間に解放し、弁尖を補助することを可能にする、弾性性質のものである。
2019532678.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
人工心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起と、
前記複数の突起の上流の基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記人工心臓弁は、経弁流体圧力が正であるとき、流体が適切な上流から下流への方向に流動することを可能にするように構成され、前記経弁流体圧力がピーク負圧であるとき、前記複数の弁尖が接合状態にあるように構成され、
前記人工心臓弁は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧未満の負の値であるとき、前記複数の突起が自動的に前記閉鎖位置から前記開放位置への移動を開始するように構成される、人工心臓弁。
【請求項２】
前記支持構造は、周縁を有し、前記基部は、前記支持構造の周縁の周囲に延在する縁を備える、請求項１および１２−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項３】
前記複数の弁尖の各弁尖は、上流端を有し、前記複数の突起の各突起は、下流端を有し、前記縁は、
複数の第１の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の突起の各下流端のすぐ上流にある第１の場所と、
複数の第２の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の弁尖の各上流端のすぐ上流にある第２の場所と
を備え、
前記閉鎖位置から前記開放位置への前記支持構造の移動の間の第１の時間において、各第１の場所は、上流方向に移動し、各第２の場所は、下流方向に移動する、請求項２に記載の人工心臓弁。
【請求項４】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の９０〜９９．９％であるときである、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項５】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の８５〜９５％であるときである、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項６】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の２５〜７５％であるときである、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項７】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記負の値であるときである、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項８】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の７５％からゼロに遷移するにつれて継続的に、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項９】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧からより少ない負圧に遷移することに即時応答して、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項１０】
前記複数の弁尖は、前記第１の時間において、前記接合状態から離脱し始める、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項１１】
前記第１の時間において、前記複数の突起の各下流端は、半径方向外向き方向に移動する、請求項３に記載の人工心臓弁。
【請求項１２】
前記支持構造は、縫合カフと、１つ以下の縫合カフフランジとを備える、請求項１−１１および１３−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１３】
前記心臓弁は、大動脈置換弁または僧帽置換弁であり、前記心臓弁は、正確に３つの合成弁尖を備える、請求項１−１２および１５−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１４】
前記心臓弁は、正確に２つの合成弁尖を備える僧帽置換弁である、請求項１−１２および１５−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１５】
前記支持構造は、血管内送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項１−１４および１６−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１６】
前記支持構造は、経心尖送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項１−１５および１７−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１７】
前記支持構造および前記複数の弁尖は、同一材料から形成される、請求項１−１６および１８−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１８】
前記支持構造は、コーティングを備え、前記複数の弁尖は、前記コーティングの継続である、請求項１−１７および１９−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項１９】
前記複数の弁尖は、前記支持構造に縫合されない、請求項１−１８および２０−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２０】
前記複数の弁尖は、前記支持構造にシームレスに結合される、請求項１−１９および２１−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２１】
前記複数の弁尖および前記支持構造は、モノリシック体である、請求項１−２０および２２−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２２】
前記人工心臓弁は、心肺バイパス機械または埋込可能人工心臓の一部ではない、請求項１−２１および２３−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２３】
前記人工心臓弁は、人工的電源によって給電されない、請求項１−２２および２４−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２４】
前記支持構造は、１７ミリメートル（ｍｍ）、１９ｍｍ、２１ｍｍ、２３ｍｍ、２５ｍｍ、２７ｍｍ、２９ｍｍ、および３１ｍｍから成る群から選択される内径を有する、請求項１−２３および２５−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２５】
前記複数の弁尖は、ポリマーである、請求項１−２４および２６−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２６】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である、請求項１−２５および２９−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２７】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２０〜３５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項１−２５および２９−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２８】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２５〜３０メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項１−２５および２９−３１のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項２９】
前記支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１−２８のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項３０】
前記支持構造は、９００〜１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１−２８のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項３１】
前記支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１−２８のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項３２】
人工心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置し、前記支持構造の周縁の周囲に延在する縁を備える基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記複数の弁尖の各弁尖は、上流端を有し、前記複数の突起の各突起は、下流端を有し、前記縁は、
複数の第１の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の突起の各下流端のすぐ上流にある第１の場所と、
複数の第２の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の弁尖の各上流端のすぐ上流にある第２の場所と
を備え、
前記閉鎖位置から前記開放位置への前記支持構造の移動の間の第１の時間において、各第１の場所は、上流方向に移動し、各第２の場所は、下流方向に移動する、人工心臓弁。
【請求項３３】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の９０〜９９．９％であるときである、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３４】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の８５〜９５％であるときである、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３５】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の２５〜７５％であるときである、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３６】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記負の値であるときである、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３７】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の７５％からゼロに遷移するにつれて継続的に、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３８】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧からより少ない負圧に遷移することに応答して、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項３９】
前記複数の弁尖は、前記第１の時間において、前記接合状態から離脱し始める、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項４０】
前記第１の時間において、前記複数の突起の各下流端は、半径方向外向き方向に移動する、請求項３２に記載の人工心臓弁。
【請求項４１】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である、請求項３２−４０および４４−４６のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４２】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２０〜３５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項３２−４０および４４−４６のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４３】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２５〜３０メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項３２−４０および４４−４６のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４４】
前記支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項３２−４３のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４５】
前記支持構造は、９００−１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項３２−４３のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４６】
前記支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項３２−４３のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項４７】
人工僧帽心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記閉鎖位置から前記開放位置への遷移に応じて、前記下流端のそれぞれは、５．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈する、人工僧帽心臓弁。
【請求項４８】
ＶＩＣＯは、５．１０ｍｍ／ｓ〜１４．５０ｍｍ／ｓである、請求項３９に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項４９】
前記僧帽弁は、２７ｍｍの内径を有する、請求項３９または４０に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項５０】
人工僧帽心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記開放位置から前記閉鎖位置への遷移に応じて、前記下流端のそれぞれは、４．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈する、人工僧帽心臓弁。
【請求項５１】
ＶＩＣＯは、４．１０ｍｍ／ｓ〜１０．００ｍｍ／ｓである、請求項５０に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項５２】
前記僧帽弁は、２７ｍｍの内径を有する、請求項５０または５１に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項５３】
人工大動脈心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記閉鎖位置から前記開放位置への遷移に応じて、前記下流端のそれぞれは、１４．６０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈する、人工大動脈心臓弁。
【請求項５４】
ＶＩＣＯは、１４．６０ｍｍ／ｓ〜４０．００ｍｍ／ｓである、請求項５３に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項５５】
前記大動脈弁は、２３ｍｍの内径を有する、請求項５３または５４に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項５６】
人工大動脈心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記開放位置から前記閉鎖位置への遷移に応じて、前記下流端のそれぞれは、６．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈する、人工大動脈心臓弁。
【請求項５７】
ＶＩＣＯは、６．１０ｍｍ／ｓ〜１５．００ｍｍ／ｓである、請求項５６に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項５８】
前記大動脈弁は、２３ｍｍの内径を有する、請求項５６または５７に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項５９】
人工僧帽心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置、中立位置、および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と、前記中立位置と、前記開放位置との間を遷移し、
前記下流端のそれぞれは、前記中立位置から前記閉鎖位置への遷移において、０．４５ミリメートル（ｍｍ）以上内向きに移動する、人工僧帽心臓弁。
【請求項６０】
前記下流端のそれぞれは、０．４５ｍｍ〜１．５０ｍｍ内向きに移動する、請求項５９に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項６１】
前記僧帽弁は、２７ｍｍの内径を有する、請求項５９または６０に記載の人工僧帽心臓弁。
【請求項６２】
人工大動脈心臓弁であって、
複数の弁尖であって、各弁尖は、合成である、弁尖と、
支持構造であって、前記支持構造は、周縁を有し、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起であって、前記複数の突起のそれぞれは、下流端を有する、複数の突起と、
前記複数の突起の上流に位置する基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備える、支持構造と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置、中立位置、および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、弁動作の間、前記閉鎖位置と、前記中立位置と、前記開放位置との間を遷移し、
前記下流端のそれぞれは、前記中立位置から前記閉鎖位置への遷移において、０．３１ミリメートル（ｍｍ）以上内向きに移動する、人工大動脈心臓弁。
【請求項６３】
前記下流端のそれぞれは、０．３１ｍｍ〜１．２０ｍｍ内向きに移動する、請求項６２に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項６４】
前記大動脈弁は、２３ｍｍの内径を有する、請求項６２または６３に記載の人工大動脈心臓弁。
【請求項６５】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である、請求項４７−６４および６２−６４のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項６６】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２０〜３５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項４７−６４および６８−７０のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項６７】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２５〜３０メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項４７−６４および６８−７０のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項６８】
前記支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項４７−６７のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項６９】
前記支持構造は、９００〜１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項４７−６７のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項７０】
前記支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項４７−６７のいずれかに記載の人工心臓弁。
【請求項７１】
方法であって、
人工心臓弁製造プロセスにおいて、複数の合成弁尖を支持構造上に成型または鋳造すること
を含み、前記支持構造は、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起と、
前記複数の突起の上流の基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備え、
前記製造プロセスから生じる人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記人工心臓弁は、経弁流体圧力が正であるとき、流体が適切な上流から下流への方向に流動することを可能にするように構成され、前記経弁流体圧力がピーク負圧であるとき、前記複数の弁尖が接合状態にあるように構成され、
前記人工心臓弁は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧未満の負の値であるとき、前記複数の突起が自動的に前記閉鎖位置から前記開放位置への移動を開始するように構成される、方法。
【請求項７２】
前記複数の合成弁尖を前記支持構造上に成型または鋳造することは、
前記支持構造をマンドレルにわたって留置することと、
前記支持構造およびマンドレルをポリマーの中に浸漬することと
を含む、請求項７１に記載の方法。
【請求項７３】
前記支持構造およびマンドレルは、複数回、前記ポリマーの中に浸漬される、請求項７２に記載の方法。
【請求項７４】
前記支持構造およびマンドレルを前記ポリマーの中に浸漬することに先立って、前記支持構造を前記ポリマーでコーティングすることをさらに含む、請求項７２に記載の方法。
【請求項７５】
前記支持構造は、周縁を有し、前記基部は、前記支持構造の周縁の周囲に延在する縁を備える、請求項７１および８５−１０３に記載の方法。
【請求項７６】
前記複数の弁尖の各弁尖は、上流端を有し、前記複数の突起の各突起は、下流端を有し、前記縁は、
複数の第１の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の突起の各下流端のすぐ上流にある第１の場所と、
複数の第２の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の弁尖の各上流端のすぐ上流にある第２の場所と
を備え、
前記閉鎖位置から前記開放位置への前記支持構造の移動の間の第１の時間において、各第１の場所は、上流方向に移動し、各第２の場所は、下流方向に移動する、請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の９０〜９９．９％であるときである、請求項７６に記載の方法。
【請求項７８】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の８５〜９５％であるときである、請求項７６に記載の方法。
【請求項７９】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の２５〜７５％であるときである、請求項７６に記載の方法。
【請求項８０】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記負の値であるときである、請求項７６に記載の方法。
【請求項８１】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の７５％からゼロに遷移するにつれて継続的に、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項７６に記載の方法。
【請求項８２】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧からより少ない負圧に遷移することに即時応答して、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項７６に記載の方法。
【請求項８３】
前記複数の弁尖は、前記第１の時間において、前記接合状態から離脱し始める、請求項７６に記載の方法。
【請求項８４】
前記第１の時間において、前記複数の突起の各下流端は、半径方向外向き方向に移動する、請求項７６に記載の方法。
【請求項８５】
前記支持構造は、縫合カフと、１つ以下の縫合カフフランジとを備える、請求項７１−８４および８６−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項８６】
前記心臓弁は、大動脈置換弁または僧帽置換弁であって、前記心臓弁は、正確に３つの合成弁尖を備える、請求項７１−８５および８７−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項８７】
前記心臓弁は、正確に２つの合成弁尖を備える僧帽置換弁である、請求項７１−８６および８８−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項８８】
前記支持構造は、血管内送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項７１−８７および８９−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項８９】
前記支持構造は、経心尖送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項７１−８８および９０−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９０】
前記支持構造および前記複数の弁尖は、同一材料から形成される、請求項７１−８９および９１−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９１】
前記支持構造は、コーティングを備え、前記複数の弁尖は、前記コーティングの継続である、請求項７１−９０および９２−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９２】
前記複数の弁尖は、前記支持構造にシームレスに結合される、請求項７１−９１および９３−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９３】
前記複数の弁尖および前記支持構造は、モノリシック体である、請求項７１−９２および９４−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９４】
前記人工心臓弁は、心肺バイパス機械または埋込可能人工心臓の一部ではない、請求項７１−９３および９５−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９５】
前記人工心臓弁は、人工的電源によって給電されない、請求項７１−９４および９６−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９６】
前記支持構造は、１７ミリメートル（ｍｍ）、１９ｍｍ、２１ｍｍ、２３ｍｍ、２５ｍｍ、２７ｍｍ、２９ｍｍ、および３１ｍｍから成る群から選択される内径を有する、請求項７１−９５および９７−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９７】
前記複数の弁尖は、ポリマーである、請求項７１−９６および９８−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９８】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である、請求項７１−９７および１０１−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項９９】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２０〜３５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項７１−９７および１０１−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項１００】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２５〜３０メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項７１−９７および１０１−１０３のいずれかに記載の方法。
【請求項１０１】
前記支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項７１−１００のいずれかに記載の方法。
【請求項１０２】
前記支持構造は、９００〜１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項７１−１００のいずれかに記載の方法。
【請求項１０３】
前記支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項７１−１００のいずれかに記載の方法。
【請求項１０４】
方法であって、
人工心臓弁を生体対象内で使用すること
を含み、前記人工心臓弁は、複数の合成弁尖および支持構造を備え、前記支持構造は、
前記複数の弁尖と結合される複数の突起と、
前記複数の突起の上流の基部であって、前記複数の突起および前記基部は、弾性である、基部と
を備え、
前記人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有し、前記複数の弁尖および前記支持構造は、使用の間、前記閉鎖位置と前記開放位置との間を移動し、
前記人工心臓弁は、経弁流体圧力が正であるとき、流体が適切な上流から下流への方向に流動することを可能にし、前記複数の弁尖は、前記経弁流体圧力がピーク負圧であるとき、接合状態にあり、
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧未満の負の値であるとき、前記複数の突起は、前記閉鎖位置から前記開放位置への移動を自動的に開始する、方法。
【請求項１０５】
前記支持構造は、周縁を有し、前記基部は、前記支持構造の周縁の周囲に延在する縁を備える、請求項１０４および１０６−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１０６】
前記複数の弁尖の各弁尖は、上流端を有し、前記複数の突起の各突起は、下流端を有し、前記縁は、
複数の第１の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の突起の各下流端のすぐ上流にある第１の場所と、
複数の第２の場所が前記縁上に存在するように、前記複数の弁尖の各上流端のすぐ上流にある第２の場所と
を備え、
前記閉鎖位置から前記開放位置への前記支持構造の移動の間の第１の時間において、各第１の場所は、上流方向に移動し、各第２の場所は、下流方向に移動する、請求項１０５に記載の方法。
【請求項１０７】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の９０〜９９．９％であるときである、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１０８】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の８５〜９５％であるときである、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１０９】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の２５〜７５％であるときである、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１０】
前記第１の時間は、前記経弁流体圧力が前記負の値であるときである、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１１】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧の７５％からゼロに遷移するにつれて継続的に、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１２】
前記経弁流体圧力が前記ピーク負圧からより少ない負圧に遷移することに即時応答して、前記縁の各第１の場所は、下流方向に移動し、前記縁の各第２の場所は、上流方向に移動する、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１３】
前記複数の弁尖は、前記第１の時間において、前記接合状態から離脱し始める、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１４】
前記第１の時間において、前記複数の突起の各下流端は、半径方向外向き方向に移動する、請求項１０６に記載の方法。
【請求項１１５】
前記支持構造は、縫合カフと、１つ以下の縫合カフフランジとを備える、請求項１０４−１１４および１１６−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１１６】
前記心臓弁は、大動脈置換弁または僧帽置換弁であり、前記心臓弁は、正確に３つの合成弁尖を備える、請求項１０４−１１５および１１７−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１１７】
前記心臓弁は、正確に２つの合成弁尖を備える僧帽置換弁である、請求項１０４−１１６および１１８−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１１８】
前記支持構造は、血管内送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項１０４−１１７および１１９−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１１９】
前記支持構造は、経心尖送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない、請求項１０４−１１８および１２０−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２０】
前記支持構造および前記複数の弁尖は、同一材料から形成される、請求項１０４−１１９および１２１−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２１】
前記支持構造は、コーティングを備え、前記複数の弁尖は、前記コーティングの継続である、請求項１０４−１２０および１２２−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２２】
前記複数の弁尖は、前記支持構造にシームレスに結合される、請求項１０４−１２１および１２３−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２３】
前記複数の弁尖は、前記支持構造に縫合されない、請求項１０４−１２２および１２４−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２４】
前記複数の弁尖および前記支持構造は、モノリシック体である、請求項１０４−１２３および１２５−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２５】
前記人工心臓弁は、心肺バイパス機械または埋込可能人工心臓の一部ではない、請求項１０４−１２４および１２６−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２６】
前記人工心臓弁は、人工的電源によって給電されない、請求項１０４−１２５および１２７−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２７】
前記支持構造は、１７ミリメートル（ｍｍ）、１９ｍｍ、２１ｍｍ、２３ｍｍ、２５ｍｍ、２７ｍｍ、２９ｍｍ、および３１ｍｍから成る群から選択される内径を有する、請求項１０４−１２６および１２８−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２８】
前記複数の弁尖は、ポリマーである、請求項１０４−１２７および１２９−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１２９】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である、請求項１０４−１２８および１３２−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１３０】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２０〜３５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項１０４−１２８および１３２−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１３１】
前記複数の弁尖は、第１の弾性を有し、前記支持構造は、第２の弾性を有し、前記第１の弾性は、２５〜３０メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であり、前記第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である、請求項１０４−１２８および１３２−１３４のいずれかに記載の方法。
【請求項１３２】
前記支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１０４−１３１のいずれかに記載の方法。
【請求項１３３】
前記支持構造は、９００〜１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１０４−１３１のいずれかに記載の方法。
【請求項１３４】
前記支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有する、請求項１０４−１３１のいずれかに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本明細書に説明される主題は、人工心臓弁に関し、より具体的には、エネルギーを貯蔵し、弁尖の開閉を能動的に補助する、支持構造を有する、人工心臓弁に関する。
【背景技術】
【０００２】
ヒトの心臓は、身体を通る血流を適切な方向に維持するために、いくつかの弁を有する。心臓の主要弁は、二尖（僧帽）および三尖弁を含む、房室（ＡＶ）弁と、大動脈および肺動脈弁を含む、半月弁である。健康であるとき、これらの弁はそれぞれ、同様に動作する。弁は、弁の両側で生じる圧力差に応答して、開放状態（血流を可能にする）と閉鎖状態（血流を防止する）との間を行ったり来たりする。
【０００３】
患者の健康は、これらの弁のいずれかが機能しなくなり始める場合、深刻なリスクに曝され得る。機能不全は、種々の理由に起因し得るが、典型的には、血流を制限する狭窄または血液が誤った方向に流動される反流のいずれかをもたらす。欠陥が深刻である場合、心臓弁は、置換を要求し得る。
【０００４】
置換用心臓弁の開発に多大な努力が注ぎ込まれており、中でも注目すべきは、置換用大動脈および僧帽弁である。置換弁は、経大腿または経心尖的に導入されるカテーテルを経由して経皮的に埋め込まれることができる、または開心術を通して直接埋め込まれることができる。置換弁は、典型的には、ブタ組織から加工される、弁尖の配列を含む。これらの組織弁尖は、高度に膨張可能または伸展可能である。弁尖が人工ポリマー構造である、他の置換弁も、提案されている。両場合において、弁尖は、多くの場合、ステントまたは支持構造によって定位置に維持され、該ステントまたは支持構造は、比較的に高剛性を有する（開心置換弁の場合）か、または、高度に剛性の状態へと拡張するかもしくはその状態に固定可能である（経カテーテル弁の場合）ことにより、弁尖のための最大支持を提供する。しかしながら、これらの高度に剛性の支持構造は、概して、流動を制御する際、支持以外、能動的利点を弁自体の動作に殆どまたは全く提供しない、受動構造である。
【０００５】
これらおよび他の理由から、改良された人工弁の必要性が存在する。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本明細書に提供されるのは、２つ以上の人工弁尖と、合成弾性支持構造とを有する、人工心臓弁のいくつかの例示的実施形態である。多くの例示的実施形態では、弁尖は、閉鎖の間、負荷を弾性支持構造に伝達するために十分な剛性を有することができる。支持構造は、支持構造が、伝達された負荷をポテンシャルエネルギーとして貯蔵し、次いで、閉鎖状態から開放状態に移動する際、それを運動エネルギーの形態で適切な時間に解放し、弁尖を補助することを可能にする、弾性性質のものである。多くの実施形態では、支持構造による本遷移は、前駆的であって、弁尖の補助なく生じる。開放状態への本前駆的遷移は、健康な天然ヒト心臓弁のものに酷似する、圧力波をもたらすことができる。人工弁の使用および製造の関連方法の例示的実施形態もまた、説明される。
【０００７】
本明細書に説明される主題の他のシステム、デバイス、方法、特徴、および利点も、以下の図および発明を実施するための形態の検討に応じて、当業者に明白である、または明白となるであろう。全てのそのような付加的システム、方法、特徴、および利点は、本説明内に含まれ、本明細書に説明される主題の範囲内であって、付随の請求項によって保護されることが意図される。例示的実施形態の特徴は、請求項内にそれらの特徴の明示的列挙がない限り、添付の請求項を限定するものといかようにも解釈されるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
本明細書に記載される主題の詳細は、その構造および動作の両方に関して、類似参照番号が類似部品を指す、付随の図の検討によって、明白となり得る。図中の構成要素は、必ずしも、正確な縮尺ではなく、代わりに、主題の原理の例証に強調が置かれる。さらに、全ての例証は、概念を伝えることを意図しており、相対的サイズ、形状、および他の詳述される属性は、文字通りまたは精密ではなく、概略的に図示され得る。
【０００９】
【図１Ａ】図１Ａ−１Ｂは、それぞれ、中立位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図および上下図である。
【図１Ｂ】図１Ａ−１Ｂは、それぞれ、中立位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図および上下図である。
【００１０】
【図２Ａ】図２Ａ−２Ｃは、それぞれ、開放位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【図２Ｂ】図２Ａ−２Ｃは、それぞれ、開放位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【図２Ｃ】図２Ａ−２Ｃは、それぞれ、開放位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【００１１】
【図３Ａ】図３Ａ−３Ｃは、それぞれ、閉鎖位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【図３Ｂ】図３Ａ−３Ｃは、それぞれ、閉鎖位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【図３Ｃ】図３Ａ−３Ｃは、それぞれ、閉鎖位置における人工心臓弁の例示的実施形態を描写する、斜視図、上下図、および側面図である。
【００１２】
【図４Ａ】図４Ａは、理想的経弁圧力対時間の実施例のグラフである。
【００１３】
【図４Ｂ】図４Ｂは、支持構造の例示的実施形態に関するポテンシャルエネルギーおよび運動エネルギー対時間のグラフである。
【００１４】
【図５Ａ】図５Ａ−５Ｂは、それぞれ、人工心臓弁の例示的実施形態の部分的側面図および斜視図であって、瞬間速度ベクトルが、開放位置への遷移の間、被られる。
【図５Ｂ】図５Ａ−５Ｂは、それぞれ、人工心臓弁の例示的実施形態の部分的側面図および斜視図であって、瞬間速度ベクトルが、開放位置への遷移の間、被られる。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
本主題が詳細に説明される前に、本開示は、説明される特定の実施形態に限定されず、したがって、当然ながら、変動し得ることを理解されたい。また、本明細書で使用される専門用語は、特定の実施形態を説明する目的のためだけのものであって、本開示の範囲は、添付の請求項によってのみ限定されるため、限定することを意図するものではないことを理解されたい。
【００１６】
システム、デバイス、キット、および方法の例示的実施形態が、ヒトまたは動物対象内の弁置換に関して本明細書に提供される。説明の容易性のために、人工心臓弁のこれらの実施形態は、開心外科手術を通して埋込可能な３弁尖弁であって、したがって、経カテーテル送達のために圧縮可能および拡張可能ではない。
【００１７】
しかしながら、本主題は、そのような実施形態のみに限定されず、本主題は、管状カテーテル内への格納およびカテーテルの開放遠位端からの送達のための第１の半径方向に圧縮された状態と、心臓内での通常動作のための第２の半径方向に拡張された状態とを有する、経カテーテル埋込可能心臓弁にも適用されることができる。同様に、本主題は、開心外科手術または経カテーテル送達を通して埋込可能であるかどうかにかかわらず、２つのみの弁尖を有する、または３つを上回る弁尖を有する、人工心臓弁にも適用されることができる。これらの人工装具はまた、心臓外の患者の身体内の他の場所における弁を置換するために使用されてもよい。
【００１８】
図１Ａは、人工心臓弁１００の例示的実施形態の斜視図であって、図１Ｂは、上下図である。支持構造１０２は、複数の弁尖１１０−１、１１０−２、および１１０−３と結合される。弁尖１１０はそれぞれ、他のものから分離することができる（ここに示されるように）、または１つの一体型弁尖体の一部であることができる。
【００１９】
埋め込まれると、弁１００は、弁１００の内部を通して延在する中心軸１０１に沿ってここで示される方向に、血液が流動することを可能にするかまたは許可するように構成される。血液は、弁の上流（血液入口）端１０３から下流（血液出口）端１０４に向かって流動することができるが、弁尖１１０の存在によって、逆方向に流動することを防止される（または実質的に防止される）。
【００２０】
フレームとも称され得る、支持構造１０２は、平面または平坦上流縁（または表面）１２０を中立位置に有し得る、または湾曲もしくはスカラップ状（ｓｃａｌｌｏｐｅｄ）上流縁を中立位置（図示せず）に有し得る、環状基部部分１０５を含む。スカラップ状上流縁を伴う弁の実施例は、米国特許第９，３０１，８３７号（あらゆる目的のために、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる）に描写および説明される。ここでは、上流縁１２０はまた、弁１００の終点であって、弁１００の側壁から半径方向外向きに延在する、単一フランジ１２１に沿ってある。他の実施形態では、フランジ１２１は、上流縁１２０と同じ場所に位置しないように、弁１００上のさらに下流に位置付けられることができる。フランジ１２１は、支持構造１０２の外部に対する縫合カフの取付のために使用されることができる。当業者は、縫合カフの設計および外観ならびに支持構造１０２と結合され得る方法を容易に理解するであろう。複数のフランジ１２１が、含まれ得るが、好ましくは、単一フランジ１２１のみが、基部１０５の可撓性を増加させるために使用される。
【００２１】
支持構造１０２はまた、３つの突出構造１０６−１、１０６−２、および１０６−３を含み、これは、本明細書では、突起または延在部と称され得る。突起１０６は、環状基部部分１０５から下流端１０４に向かって突出し、１つの突起１０６が、弁尖１１０および突起１０６が弁１００の周囲に交互方式で配列されるように、隣接する弁尖１１０の各対の間に存在する。２つのみの弁尖１１０を伴う実施形態では、２つのみの突起１０６が存在するであろう。各突起１０６は、下流端１０７へとテーパ状になる。ここでは、各下流端１０７はまた、突起１０６の頂点または終点である。
【００２２】
支持構造１０２は、湾曲界面１０８を含み、これは、支持構造１０２が弁尖１１０の基部に出会う場所である。各弁尖１１０の基部は、弁尖１１０が支持構造１０２とは別個に製造され、次いで、２つが後にともに結合される場合に存在するであろうような物理的縁であることができる。本明細書に説明される実施形態では、弁１００は、合成または人工（すなわち、組織ではない）弁尖１１０とともに製造され、湾曲界面１０８は、支持構造１０２および弁尖１１０が、例えば、種々の鋳造（例えば、浸漬鋳造等）および成型手技を使用して、モノリシックまたは半モノリシック様式で形成される場合に当てはまるであろうような支持構造１０２と弁尖１１０との間のシームレスなまたは非断続的境界を定めることができる。弁１００を製造する方法の例示的実施形態は、本明細書のいずれかに説明される。
【００２３】
動作時、弁１００は、弁内部を通した血流を可能にする、開放位置と、弁尖１１０が弁内部を通した血流を防止する、閉鎖位置との間を周期的に移動する。これらの弁尖１１０はそれぞれ、半径方向内向き（閉鎖位置に向かって）および半径方向外向き（開放位置に向かって）に移動する、遊離縁１１１を有する。各弁尖１１０はまた、上流端（または最上流場所）１１２を有し、これは、本実施形態ではまた、弁尖１１０の上流頂点または終点である。
【００２４】
図１Ａおよび１Ｂは、弁１００の鋳造または他の形成の間に呈され得るような中立位置における弁尖１１０を伴う弁１００を描写する。中立位置は、弁１００の静止位置と同一または類似する。図２Ａ−２Ｃは、それぞれ、開放位置における弁１００の例示的実施形態を描写する、斜視、上下、および側面図である。ここでは、特に、図２Ｂの上下図では、弁尖１１０の遊離縁１１１は、中心軸１０１から離れるように半径方向外向きに移動し、比較的に大開口部を生成し、血流を可能にすることが分かる。本明細書でさらに議論されるであろうように、本開放位置に向かった弁尖１１０の移動は、単に、血液によって付与される圧力に起因するものではなく、また、サイクルの早期における支持構造１０２の能動的移動にもよるものである。
【００２５】
図３Ａ−３Ｃは、それぞれ、斜視、上下、および側面図である、突起１０６（例えば、端部１０７）が開放位置よりも相互に半径方向に近い閉鎖位置における、弁１００の例示的実施形態を描写する。ここでは、弁尖１１０の遊離縁１１１は、中心軸１０１（図示せず）に向かって半径方向内向きに移動し、相互に接触する。言い換えると、遊離縁１１１−１は、遊離縁１１１−２および１１１−３と接触し、遊離縁１１１−２は、遊離縁１１１−１および１１１−３と接触し、遊離縁１１１−３は、遊離縁１１１−１および１１１−２と接触する。本位置は、本明細書では、弁尖１１０の接合状態と称される。本状態では、逆の不適切な方向（すなわち、下流から上流）における血流は、（少なくとも実質的に）防止される。弁１００のある実施形態は、組み込まれる米国特許第９，３０１，８３７号に説明されるように、凸面弁尖−支持構造界面とともに構成されることができる。
【００２６】
当業者は、血流を防止する接合状態（または完全接合状態）にある弁尖を参照するが、弁１００が閉鎖位置にあるとき、弁尖間に最小限の無視可能な間隙が存在する、限定された場合が存在し得るため、これが、絶対接合または血流の絶対防止を要求するわけではないことを理解するであろう。したがって、弁１００が閉鎖位置にあるとき、遊離縁１１２の少なくとも大部分は、相互に接触し、多くの実施形態では、遊離縁１１２の全体が、相互に接触するであろう。さらに、完全接合の直前の短い時間間隔において、弁尖縁は、完全に接合されずに触れ合い始め得る。そのような状態は、「部分的接合」と称され得る。弁尖は、同様に、弁尖が完全接合状態から出た後、短い時間間隔において、部分的接合状態にあって、開放状態に遷移し得る。
【００２７】
図４Ａは、心臓サイクルの一部の間、弁尖１１０を横断した理想的経弁血液（または、例えば、試験における他の流体）圧力の例示的表現を描写する、グラフである。本グラフは、僧帽弁に関する経弁圧力のシミュレーションまたはモデルを表示し、その状況において説明されるであろうが、グラフ化された圧力はまた、大動脈弁にも適用可能である。僧帽弁に関して、経弁圧力は、概して、左心房内の圧力から左心室内の圧力を差し引いたものである。大動脈弁に関して、経弁圧力は、概して、大動脈内の圧力から左心室内の圧力を差し引いたものである。
【００２８】
領域４０２は、弁尖１１０を横断して正圧が存在する時間期間を示し、概して、僧帽弁が開放する（弁尖１１０が接合されない）期間に対応する。領域４０２では、左心室が、弛緩し、左心房収縮期が、生じ、左心室を血液でさらに充填する。本時間期間は、概して、比較的に長いが、ここでは、例証の容易性のために、凝縮されている。領域４０２は、経弁圧力が正からゼロに遷移し、血液が適切な上流から下流への方向（左心房から左心室）への移動を停止する、点Ａまで延在する。
【００２９】
領域４０４は、概して、経弁圧力がゼロであり、次いで、負になり、減少し続ける（より負になる）、点Ａから開始する時間期間を示す。負であるとき、血液は、逆方向（下流から上流）に移動するように加圧されている。圧力が、ゼロから負に遷移するにつれて、僧帽弁は、閉鎖を開始する。領域４０４は、ピーク負圧が弁尖１１０を横断して呈される時間点を示す、点Ｂで終了する。領域４０４では、大動脈弁は、開放し、左心室の等容性収縮が、生じる。
【００３０】
領域４０６は、概して、ピーク負圧が概して一定のままである、点Ｂから点Ｃまでの時間期間を示す。点Ｂでは、僧帽弁尖は、完全に接合される。当業者は、図４Ａが理想的経弁圧力のグラフであるため、領域４０２−４１０内の圧力トレースが概して一定傾きを有する（または領域４０４の場合のように傾きがない）ことを認識するであろう。実際の心臓では、これらの経弁圧力は、複雑な天然環境において予期されるであろうものとより相違を呈するであろう。したがって、領域４０６およびその他内の圧力は、実際の実践では、変動し、領域４０６は、あまり負ではなくなることに先立って、血圧が離散ピークまたはピーク曲線のいずれかを呈する、遷移領域と見なされ得る。
【００３１】
領域４０８は、圧力が、点Ｄにおいてゼロに到達するまで、定常的に増加する（あまり負ではなくなる）、点Ｃから開始する時間期間を示す。領域４０８では、左心室の等容性弛緩が、生じ、大動脈弁は、閉鎖し、天然僧帽弁は、閉鎖されたままである。
【００３２】
領域４１０は、概して、圧力がゼロから増加し、より正になる、点Ｄから開始する時間期間を示す。正であるとき、血液は、適切な方向（上流から下流）に移動するように加圧されている。圧力がゼロから正に遷移するにつれて、天然僧帽弁が、接合状態から離脱し始める。領域４１０は、概して、新しい心臓サイクルの開始に対応し、本質的に、領域４０２の繰り返しである。
【００３３】
図４Ｂは、図４Ａの理想的経弁圧力サイクルの間の支持構造１０２自体の時間に対するポテンシャルエネルギーおよび運動エネルギーを描写する、グラフである。ポテンシャルエネルギーは、トレース４２０によって示され、運動エネルギーは、トレース４４０によって示される。図４Ａからの点Ａ−Ｄの位置は、時系列に沿って示される。
【００３４】
図４Ｂは、人工弁尖１１０が、接合状態に向かって半径方向内向きに移動するにつれて、負荷を弾性支持構造１０２に伝達または付与し、次いで、その伝達された負荷をポテンシャルエネルギーとして貯蔵する、弁１００のある例示的実施形態の特性を描写する。組織（すなわち、非人工）弁尖は、あまりに膨張性であって、同一様式で負荷を伝達することができない。閉鎖位置にある間、支持構造１０２内に貯蔵されるポテンシャルエネルギーは、次いで、経弁圧力があまり負ではなくなると、運動エネルギーの形態で解放されることができる。
【００３５】
支持構造１０２の実施形態は、したがって、天然弁の場合と同様に、経弁圧力が正になるより十分前もって、閉鎖位置から開放位置に向かって移動可能である。これは、支持構造１０２の「反跳」または「能動的反跳」特性と称され得、支持構造１０２は、経弁圧力が正になる（通常血流に先立って）ことに先立って、（または天然弁と比較して「早く」）、多くの場合、それより十分前もって、閉鎖位置から開放位置に戻る。したがって、前駆的遷移が、支持構造の移動が弁尖によって開始（例えば、支持構造が弁尖によって引動または牽引）されずに、かつ支持構造が最初に正の背圧または弁を通した血流によって強制的に開放されずに生じる。
【００３６】
図４Ｂでは、支持構造１０２のポテンシャルエネルギー４２０および運動エネルギー４４０は、概して、経弁圧力が領域４０２内にある間、最小限である。経弁圧力が、領域４０４において、ゼロから偏移し、より負になるにつれて、ポテンシャルエネルギー４２０は、圧力減少に対して同等であるが逆の傾き（図４Ａ）で、増加し始める。圧力が、より負になるにつれて、弁尖１１０は、流体からのより高い負荷に耐え、接合位置に向かって半径方向内向きに加速する。領域４０４内のポテンシャルエネルギー４２０の増加は、主に、支持構造１０２の材料本体の弾性変形の形態でポテンシャルエネルギーを貯蔵する、弁尖１１０から支持構造１０２への本負荷の伝達または付与に起因する。
【００３７】
経弁圧力が、領域４０４において、ゼロから移行し、より負になるにつれて、運動エネルギー４４０は、開放位置から閉鎖位置に向かった支持構造１０２の初期高速移動に対応する、スパイク４４２を呈する。４４４では、支持構造１０２が閉鎖位置に向かって弾性的に変形するにつれて、ポテンシャルエネルギー４２０は、ゼロから増加し、運動エネルギー４４０は、非一定減少率で減少する。
【００３８】
点Ｂでは、弁尖１１０は、触れ合い、完全接合状態に入る。これは、運動エネルギー４４０における急降下４４６に対応し、支持構造１０２が、本質的に、閉鎖位置に到達したことを示す。運動エネルギーにおけるある程度の継続的低減が、支持構造１０２が閉鎖位置に落ち着く点Ｃまで、領域４０６内で生じる。ポテンシャルエネルギー４２０は、領域４０６内において、その最大値に到達し、概して、一定のままであって、概して、一定ピークの負の経弁圧力に対応する。
【００３９】
点Ｃでは、経弁圧力は、そのピーク負圧にあって、その直後、経弁圧力は、あまり負ではなくなる（増加する）。本実施形態では、貯蔵されたポテンシャルエネルギー４２０は、運動エネルギー４４０の形態で支持構造１０２から除荷し始める。したがって、運動エネルギー４４０の急増４４８が、点Ｃの直後に、または経弁圧力がピーク負圧から減少することに応じて、生じる。運動エネルギー４４０は、遷移エネルギー４５０に到達し、運動エネルギーは、最初に、プラトーになり、次いで、ポテンシャルエネルギー４２０が領域４０８を通して減少し続けるにつれて、徐々に増加する。本実施形態では、運動エネルギー４４０は、実質的に、点Ｂおよび点Ｃの両方のステップ関数のように挙動すると説明されることができる。
【００４０】
運動エネルギー４４０の増加４４８は、開放位置に向かって戻る支持構造の前駆的移動に対応する（本移動のさらなる詳細は、後に説明される）。点Ｃでは、弁尖１１０は、依然として、完全に接合されている。弁尖１１０は、圧力が点Ｄに向かってあまり負ではなくなるにつれて、完全接合状態から離脱する。いくつかの実施形態では、弁１００は、点Ｄでは、２０％開放以上であることができ（すなわち、弁１００は、通常開放状態において、２０％以上のその流体流動を可能にする）、他の実施形態では、弁１００は、点Ｄにおいて、またはそれに到達することに先立って、完全に開放されることができ、さらに他の実施形態では、弁１００は、後続サイクルのピーク正圧に到達することに応じて、完全に開放される。運動エネルギーにおける本増加４４８は、支持構造１０２の弾性変形の形態で貯蔵されるポテンシャルエネルギー４２０の除荷によって駆動される。したがって、支持構造１０２は、弁尖１１０が完全接合状態から離脱する前に、かつ血液が弁１００の内部を通して流動し始める前に、その開放位置にまたはそれに向かった前駆的または能動的遷移（例えば、反動または反跳）の利点を有する。本前駆的遷移４４８の利点は、有意に低減された圧力勾配または開口に対する抵抗を含むことができ、これは、ひいては、より小さい有効弁口面積（ＥＯＡ）および有効順方向血流の増加をもたらすことができる。
【００４１】
前述のように、弁１００の実際の動作では、経弁圧力は、図４Ａの領域４０６に示されるような一定ピーク負圧を呈さない場合がある。代わりに、経弁圧力は、頂点におけるピーク負圧を伴う、湾曲または放物線挙動を呈し得る。いくつかの実施形態では、ピークの負の経弁圧力は、約１２０ｍｍＨｇであるが、これは、厳密には、実施例であって、他のピーク負圧も呈され得ることを強調されたい。図４Ｂに関して説明される実施形態では、前駆的遷移４４８は、経弁圧力が、ピーク負圧後、あまり負ではなくなると直ちに開始する。
【００４２】
しかしながら、他の実施形態では、支持構造１０２は、本前駆的遷移が後の時間に開始するように構成されることができる。いくつかの例示的実施形態では、前駆的遷移は、経弁圧力がピーク経弁圧力の９０〜９９．９％であるとき、経弁圧力がピーク経弁圧力の８５〜９５％であるとき、経弁圧力がピーク経弁圧力の７５〜９０％であるとき、経弁圧力がピーク経弁圧力の５０〜７５％であるとき、または経弁圧力がピーク経弁圧力の２５〜５０％であるときに生じることができる。
【００４３】
図５Ａは、構造１０２が閉鎖位置から開放位置に遷移するときの弾性支持構造１０２の表面を横断した相対的速度をシミュレートするベクトルを伴う、支持構造１０２の例示的実施形態を描写する、部分的側面図である。本実施例では、速度ベクトルは、前駆的遷移が開始する時間（例えば、図４Ｂでは、点Ｃ直後）におけるものである。ここでは、支持構造１０２の正面半分のみが、示され、弁尖１１０は、例証の容易性のために、省略されている（但し、存在する）。弁尖１１０−１の上流端１１２−１があるであろう位置は、矢印で示される。
【００４４】
支持構造１０２は、突起１０６の下流端１０７および弁尖１１０の上流端１１２と整合される、複数の第１の場所５０１および第２の場所５０２を有する。図５Ａでは、第１の場所５０１−１および５０１−３の位置は、それぞれ、下流端１０７−１および１０７−３のすぐ上流に示される。第２の場所５０２−１の位置は、上流弁尖端部１１２−１のすぐ上流に示される。第１の場所５０１−１は、突起１０６−１の側壁の真下にあって、かつ端部１０７−１と整合して半径方向外向きに延在するようなフランジ１２１に沿った下流端１０７−１のすぐ上流にある。いくつかの非対称性は、種々の実施形態では、通常動作下で存在し得るが、弁１００の実施形態は、対称様式で動作し、各弁尖１１０および突起１０６は、概して、開放位置と閉鎖位置との間で往復して、同一様式で移動する。
【００４５】
速度ベクトルが長いほど、瞬間速度は大きくなる。図から分かるように、ここでは、相対的に最高の瞬間速度は、突起１０６に沿って、特に、下流端１０７において、そしてそれに近接して生じる。なぜなら、これらが、閉鎖位置において最高弾性変形量を伴う領域であるためである。
【００４６】
多くの実施形態では、弾性上流縁１２０はまた、支持構造１０２が閉鎖位置から開放位置への前駆的遷移を開始すると、移動を呈する。図５Ａの実施形態では、上流縁１２０は、第１の場所５０１のそれぞれにおいて上流方向に移動し、上流縁１２０は、同時に、第２の場所５０２のそれぞれにおいて、下流方向に移動する。
【００４７】
本特性は、図５Ｂに示され、フランジ１２１は、対応する速度ベクトルで示され、その大きさは、例証の容易性のために、図５Ａと比較して増加されている。支持構造１０２の残りは、残りの速度ベクトル（図５Ａ参照）を伴わずに輪郭で示され、弁尖１１０は、再び、明確にするために示されていない。
【００４８】
図５Ｂでは、速度ベクトルは、弁１００の全周の周囲の上流縁１２０に沿って、正弦波変位に転換される、略正弦波分布を有する。例えば、各第１の場所５０１を囲繞する領域は、第１の場所５０１自体またはその近傍に最大の大きさを伴い、概して、第１の場所５０１からの距離が両側で増加するにつれて、減少またはテーパ状になる、下流方向における速度ベクトルを有する。逆に言えば、各第２の場所５０２を囲繞する領域は、第２の場所５０２自体またはその近傍に最大の大きさを伴い、概して、第２の場所５０２からの距離が両側で増加するにつれて、減少またはテーパ状になる、上流方向における速度ベクトルを有する。各第１の場所５０１とそのすぐ隣の第２の場所５０２との間の略真中は、第３の場所５０３であって、速度ベクトルが、ゼロに到達し、その場所および本時点で無運動であることを示す。場所５０３は、発振区分間に介在される枢動点である。上流縁１２０の周縁の周囲の各場所に対し、速度ベクトルは、フランジ１２１の内部縁からフランジ１２１の外部縁に半径方向外向きに進むにつれて、比較的により大きくなる（図５Ｂでは、ベクトルの３つの同心状の並びによって示される）。
【００４９】
したがって、多くの実施形態では、縁１２０を全体として見ると、速度および運動プロファイルは、概して、正弦波であって、上流縁１２０に沿った特定の点は、検査されている上流縁１２０に沿った点の場所に応じて、完全上流変位から、中立変位、完全下流変位へと交互し、中立変位に戻る等となることができる。閉鎖位置では、上流縁１２０は、正弦波形状の表面を有し、場所５０１は、比較的に下流に変位され、場所５０２は、比較的に上流に変位されている。開放位置では、上流縁１２０はまた、正弦波形状の表面を有するが、相補的または逆プロファイルを伴い、場所５０１は、比較的に上流に変位され、場所５０２は、比較的に下流に変位されている。ここで示される実施形態では、枢動点場所５０３は、弁１００が開放位置と閉鎖位置との間を遷移するにつれて、相対的変位を被らない。
【００５０】
また、本実施形態では、基部縁１２０は、中立位置では、正弦波形状を有しておらず、平面または平坦である。基部縁１２０がスカラップ状である大動脈構成等、基部縁１２０が中立位置において平面ではない、代替実施形態では、次いで、正弦波変位は、平面中立位置とは対照的に、スカラップ状中立位置から生じる。速度および変位は、正弦波形状として説明されるが、これらの速度および変位はまた、実質的に正弦波形状であることができ、当業者は、本説明を熟読後、実質的に正弦波であるそれらの形状を容易に認識するであろう。いずれの場合も、当業者は、正弦関数が振幅および周波数において変動し得ることを理解する。また、人工弁の製造および使用は、製造相違、埋込によって生じる相違、弁が埋め込まれる時間の長さによって生じる相違（例えば、石灰化等の物質の蓄積等）、および／または雑音に起因して、逸脱をもたらし得、正弦関数に及ぼすこれらの逸脱の影響は、本明細書で使用されるような用語「正弦波」の範囲内であることが理解される。
【００５１】
図５Ａ−５Ｂは、図４Ｂの点Ｃの直後であり得る前駆的遷移が開始する時間または本明細書のいずれかに記載されるような他の時間における、支持構造１０２上の瞬間速度を描写する。これらの方向における運動は、支持構造１０２がその開放位置（図２Ａ−２Ｃ参照）に到達するまで、最終的に減速する速度で継続し、これは、任意の回数で生じることができる。例えば、経弁圧力が正になるとき、支持構造１０２がその開放位置に到達する場合、これらのベクトルによって示される方向における運動は、前駆的遷移の開始（例えば、圧力が、ピークの９０〜９９．９％、ピークの８５〜９５％、ピークの７５〜９０％、ピークの５０〜７５％、またはピークの２５〜５０％等になるときの図４Ａの点Ｃ直後）から、経弁圧力が正になるその時間まで継続することができる。同様に、下流方向における最大流体流動が生じるとき（例えば、ピーク正圧）支持構造１０２がその完全開放位置に到達する場合、これらのベクトルによって示される方向における運動は、前駆的遷移の開始から、経弁圧力が正になるその時間まで継続することができる。
【００５２】
図５Ａ−５Ｂは、支持構造１０２が閉鎖位置（例えば、図３Ａ−Ｃ参照）から開放位置（例えば、図２Ａ−２Ｃ参照）に向かって移動するにつれた速度を描写する。これらの実施形態では、支持構造１０２が開放位置から閉鎖位置に移動するにつれて、類似するが、反対の移動が、生じる（図示せず）。したがって、例えば、図５Ａにおける速度ベクトル方向はそれぞれ、支持構造１０２が開放位置から閉鎖位置に移動する（例えば、突起１０６が半径方向内向きに移動し、第１の場所５０１が上流方向に移動し、第２の場所５０２が下流方向に移動する等）ときの移動方向を描写するように逆転されることができる。瞬間速度の大きさは、ピークの正の経弁圧力（例えば、約２０ｍｍＨｇ）が、概して、ピークの負の経弁圧力（例えば、約１２０ｍｍＨｇ）を有意に下回るため、図５Ａ−５Ｂに描写されるものより比較的に小さいであろう。
【００５３】
多くの実施形態では、支持構造１０２の下流端１０７は、構造１０２が閉鎖位置と開放位置との間を遷移するとき、最大変位を呈する。支持構造の下流端１０７はまた、支持構造１０２が開放または閉鎖位置から離れるにつれて、比較的に高瞬間速度を呈する。
【００５４】
弁１００の実施形態は、弁のサイズに応じて、弁の中立位置（例えば、図１Ａ−１Ｂ参照）から開放位置または閉鎖位置まで測定される際、異なる最大変位を有し得る。以下の段落は、例示的僧帽および大動脈構成から取得された種々の変位および速度を有する、実施形態を説明する。例示的僧帽構成は、２７ミリメートル直径と、弁尖基部縁１１２（図５Ａ参照）と並んだ位置から突起の中心縦軸に沿って測定される、１３．５ｍｍの突起長さ５１０とを有していた。例示的大動脈構成は、２３ミリメートル直径と、１２．５ｍｍの突起長さ５１０とを有していた。本明細書に説明される速度および変位は、サイズ間で実質的に線形様式でスケーリングされる。僧帽および大動脈実施形態に関する種々のサイズは、以下により詳細に説明される。
【００５５】
中立位置から閉鎖位置に移行する僧帽弁構成に関して、いくつかの実施形態では、下流端１０７の最大半径方向内向き変位（ＤＭＲＩ）は、０．４５ミリメートル（ｍｍ）以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．５０ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．５５ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．６０ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．６５ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．７０ｍｍ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＤＭＲＩは、１．５０ｍｍを超えず、他の実施形態ではＤＭＲＩは、０．９０ｍｍを超えない。
【００５６】
中立位置から開放位置に移行する僧帽弁構成に関して、いくつかの実施形態では、下流端１０７の最大半径方向外向き変位（ＤＭＲＯ）は、０．０２０ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＯは、０．０２１ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＯは、０．０２２ｍｍ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＤＭＲＯは、０．０６０ｍｍを超えず、他の例示的実施形態では、ＤＭＲＯは、０．０３０ｍｍを超えない。
【００５７】
中立位置から閉鎖位置に移行する大動脈弁構成に関して、いくつかの実施形態では、下流端１０７の最大半径方向内向き変位（ＤＭＲＩ）は、０．３１ミリメートル（ｍｍ）以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．３５ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．３８ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．４０ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．４５ｍｍ以上であり、いくつかの実施形態では、ＤＭＲＩは、０．５０ｍｍ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＤＭＲＩは、１．２０ｍｍを超えず、他の例示的実施形態では、ＤＭＲＩは、０．６０ｍｍを超えない。
【００５８】
多くの実施形態では、支持構造１０２の下流端１０７また、構造１０２が閉鎖位置から開放位置への前駆的遷移を開始すると、特定の瞬間速度を呈する。閉鎖位置から開放位置への僧帽弁構成に関して、いくつかの実施形態では、前駆的遷移を開始するときの各下流端１０７の瞬間速度（ＶＩＣＯ）は、５．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．２０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．３０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．４０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．５０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．６０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、５．８０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．２０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．４０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．６０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．８０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、７．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、７．１０ｍｍ／ｓ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、１４．５０ｍｍ／ｓを超えず、他の例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、７．８ｍｍ／ｓを超えない。
【００５９】
開放位置から閉鎖位置に移行する僧帽弁構成に関して、いくつかの実施形態では、前駆的遷移を開始するときの各下流端１０７の瞬間速度（ＶＩＣＯ）は、４．１０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、４．２０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、４．３０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、４．４０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、４．５０ｍｍ／ｓ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、１０．００ｍｍ／ｓを超えず、他の例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、５．００ｍｍ／ｓを超えない。
【００６０】
閉鎖位置から開放位置に移行する大動脈弁構成に関して、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１４．６０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１４．７５ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１５．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１６．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１７．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１８．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、１８．５０ｍｍ／ｓ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、４０．００ｍｍ／ｓを超えず、他の例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、２１．００ｍｍ／ｓを超えない。
【００６１】
開放位置から閉鎖位置に移行する大動脈弁構成に関して、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．１０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．２０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、６．５０ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、７．００ｍｍ／ｓ以上であり、いくつかの実施形態では、ＶＩＣＯは、７．５０ｍｍ／ｓ以上である。実際の実装に依存するが、ある例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、１５．００ｍｍ／ｓを超えず、他の例示的実施形態では、ＶＩＣＯは、８．５ｍｍ／ｓを超えない。
【００６２】
前述の実施形態の特性は、弁尖１１０および支持構造１０２の両方に関して、材料、断面、剛性、および弾性のバランスをとった使用によって達成される。例えば、支持構造が、塑性的に変形可能材料から作製される場合、そのような様式で応答しないであろう。むしろ、支持構造は、弁尖によって付与される負荷から画定された変形形状をとるであろうが、徐々に、支持構造材料は、弛緩し、その弾性を喪失し、公称幾何学形状に復元するであろう。
【００６３】
逆に言えば、あまり構造的に応答能のない弁尖の場合、各弁尖は、実質的に変形し、支持構造に付与される負荷の量を有意に低減させ、故に、前駆的遷移のために支持構造内に貯蔵されるポテンシャルエネルギーを有意に低減させるであろう。これは、多くの場合、弁尖が、主に、非常に低い弾性係数を伴って非常に変形可能である、ウシまたはブタ心膜組織から作製される、組織ベースの人工心臓弁に当てはまる。これらの組織ベースの弁は、多くの場合、断面の慣性に起因して大剛性を有する、エルジロイワイヤまたはデルリンもしくはアセタールポリマーの厚い湾曲区分等の比較的に剛性の基板から作製される、支持構造を有する。
【００６４】
弁尖の伸展量もまた、機構に影響を及ぼす。支持構造が、非常にわずかな完全に閉鎖された負荷を被る場合、前駆的遷移機構を駆動するための貯蔵されるポテンシャルエネルギーは存在せず、したがって、最小圧力があまり負ではなくなるにつれて、弁尖は、弾性的に復元するが、支持構造が復元力を有していないため、圧力が正になるまで弁を開放しないであろう。
【００６５】
本明細書に説明される実施形態では、弁尖１１０が接合するにつれて、負荷を支持構造１０２上に付与し、これは、ひいては、変形させる。変形の大きさは、弁尖１１０の面内に付加的伸展が存在せず、前駆的遷移機構が生じることを可能にすることを確実にすることができる。また、多くの実施形態では、基部１０５（および上流基部縁１２０）は、可撓性であって、著しい移動を可能にする。基部が、堅く拘束される、または自由に変形することを防止される場合、実質的に剛性の二重フランジ構成の場合に当てはまり得るように、前駆的遷移を促進するためにシステム内で結果として生じる歪みエネルギーは、低減され、最大応力レベルは、著しく増加するであろう。
【００６６】
支持構造１０２は、１つ以上の材料から加工されることができる（例えば、同一または別の材料のコーティングを伴う、１つの材料のコア構造）。材料は、好ましくは、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリウレタン、ＵＬＴＥＭ等のポリエーテルイミド（ＰＥＩ）等のポリマー材料であって、材料のいずれかは、弁尖１１０、およびその他を形成するために使用される。弁尖１１０は、また、好ましくは、当技術分野において公知の任意の生体安定ポリウレタンおよびポリウレタン組成物（例えば、ポリシロキサン含有ポリウレタン等）を含む、ポリマー材料から加工される。ポリウレタン含有弁尖の実施例は、米国特許第６，９８４，７００号、米国特許第７，２６２，２６０号、米国特許第７，３６５，１３４号、およびＹｉｌｇｏｒ  ｅｔ  ａｌ．「Ｓｉｌｉｃｏｎｅ  ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ  ｃｏｐｏｌｙｍｅｒｓ：Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ，  ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ａｎｄ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ」、Ｐｒｏｇ．  Ｐｏｌｙｍ．  Ｓｃｉ．（２０１３年）（その全ては、あらゆる目的のために、参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる）に説明される。理想的等方性非クリープ特性に接近する材料は、特に、多くの実施形態において使用するために好適である。
【００６７】
多くの材料が、使用されることができるが、選択された材料は、適切な弾性係数を有し、本明細書に説明される負荷付与および弾性変形特性を可能にすることが好ましい。多くの例示的実施形態では、弁尖１１０のための弾性係数は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内である。ある例示的実施形態では、弁尖１１０のための弾性係数は、２０〜３５ＭＰａの範囲内である一方、ある他の例示的実施形態では、弁尖１１０のための弾性係数は、２３〜３２ＭＰａの範囲内である一方、さらに他の例示的実施形態では、弁尖１１０のための弾性係数は、２５〜３０ＭＰａの範囲内である。多くの例示的実施形態では、支持構造１０２のための弾性係数は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内である。ある例示的実施形態では、支持構造１０２のための弾性係数は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内である。
【００６８】
支持構造１０２の実施形態は、先行技術の「剛性」弁より比較的に剛性ではない。多くの実施形態では、支持構造１０２は、６００〜１５００の剛性／単位力（ＲＵＦ）（平方ｍｍ）を有する。他の実施形態では、支持構造１０２は、９００〜１４００のＲＵＦを有し、さらに他の実施形態では、支持構造１０２は、１１００〜１３００のＲＵＦを有する。突起１０６は、弾性ビームおよびＲＵＦが（１）に従って計算され得るため、モデル化されることができる。
【化１】
2019532678.tif 000003
式中、Ｅは、ヤング係数であって、Ｉは、区間慣性であって、Ｐは、下流端１０７における力であって、Ｌは、突起１０６の長さ５１０であって、δは、下流端１０７における変位である。
【００６９】
ある実施形態では、支持構造１０２は、コアフレームを含むことができる。弁尖１１０は、鋳造（例えば、浸漬鋳造）または成型プロセスもしくはその他を通して等、本コアフレーム上にシームレスに形成されることができる。弁尖の形成に好適な例示的浸漬鋳造プロセスが、ここで説明される。コアフレームは、本明細書に説明されるもの等の好適な材料から加工されることができる。これは、機械加工または射出成型によって行われることができる。コアフレームは、次いで、支持構造および弁尖の内部表面の形状を有する、浸漬マンドレル上に設置されることができる。マンドレルは、コアフレームを封入し、弁尖を所望の形態に鋳造する、形成機器を用いて、ポリマー溶液の中に挿入されることができる。
【００７０】
コアフレームおよびマンドレルは、高温および湿度の両方下で、ポリマー溶液中に浸漬され、次いで、抜去されることができる。本明細書に開示される方法は、そのようなものに限定されないが、いくつかの例示的実施形態では、相対的湿度（ＲＨ）は、２０〜８０％の範囲内であることができ、温度は、２０〜５０℃の範囲内であることができる。本ステップは、一体的に形成されるが、未仕上げ状態における、支持構造１０２および弁尖１１０の出現をともにもたらすことができる。
【００７１】
浸漬ステップは、完全に形成された（しかし、未仕上げ）弁に到達するために１回のみ実施されることができる、または複数回（例えば、２回、３回、または所望に応じた回数）実施されることができる。一実施形態では、コアフレームは、弁尖が加工されるポリマー材料と異なる、第１の材料（例えば、ＰＥＥＫ）から加工される。その場合、コアフレームが弁尖ポリマーによって事前にコーティングされ、より結着を提供した後のみ、弁尖をコアフレームに対して形成することが望ましくあり得る。コアフレームは、最初に、コアフレームを第１の粘度を有する弁尖ポリマー中に浸漬することによって、事前にコーティングされることができる。これは、マンドレルの有無を問わず行われることができる。マンドレルを用いて行われる場合、結果として生じる弁尖は、除去されることができる。事前にコーティングされたコアフレームが、次いで、マンドレル上に設置され、本時点で、同一または比較的により高い粘度を伴う弁尖ポリマー中に再び浸漬されることができる。本第２の浸漬は、支持構造と一体的に形成される完全弁尖体の形成をもたらすことができる。低粘度に続くより高い粘度の使用は、下層コアフレームの形状を有意に歪曲させない、薄い事前コーティングの形成に続き、所望の厚さを有する弁尖の形成を可能にすることができる。
【００７２】
支持構造１０２および弁尖１１０は、次いで、トリミングされ、そうでなければ、仕上げられ、正確かつ精密な縁および表面平滑性を達成することができる。これは、例えば、レーザ切断、超音波トリミング、ウォーターナイフ、機械的クラムシェルカッタ、および同等物を通して生じることができる。縫合カフが、支持構造１０２と結合されることができ（存在する場合、任意のフランジ１２１を使用して）、最終デバイスは、所望の滅菌容器内にパッケージ化されることができる。
【００７３】
当業者は、本説明に照らして、ここで述べられていないが、本明細書に説明される人工心臓弁を加工するために好適である、好適な浸漬鋳造手技、圧力、および温度の多くの変形例を容易に認識するであろう。同様に、当業者はまた、本説明に照らして、本明細書に説明される人工心臓弁を加工するために使用され得る、浸漬鋳造の代替を認識するであろう。
【００７４】
本明細書に説明される弁１００の実施形態は、対象（ヒトまたは動物）の身体内への埋込に好適である。これは、任意の数の医療手技を使用して行われることができる。好ましくは、弁１００のこれらの実施形態は、開心外科手術を使用した、例えば、僧帽または大動脈弁輪への直接埋込のためのものである。
【００７５】
１つのそのような例示的開心埋込手技では、適切なサイズの置換弁が、決定されることができ、次いで、開心アクセス手技が、置換されるであろう心臓の機能不全弁へのアクセスを得るために外科医によって実施される。外科医は、次いで、選択された人工心臓弁１００を機能不全弁にわたって定位置に位置付け、弁１００を周囲組織に取り付けることができる。取付は、例えば、１つ以上の縫合糸を用いて、縫合カフを組織に縛り付けるすることによって生じることができる。取付に先立って、外科医が、選択された弁サイズが最適ではないことを決定する場合、異なるサイズを有する異なる弁が、選択され、心臓内の定位置に留置されることができる。いくつかの他の実施形態では、機能不全弁は、弁１００を意図される場所に位置付けることに先立って除去されることができる。いったん弁１００が取り付けられると、開心空洞は、閉鎖され、手技は、終了される。
【００７６】
開心外科手術のために使用される弁１００の実施形態は、血管内送達デバイス（例えば、カテーテル）または経心尖送達デバイスの中への挿入のために半径方向に圧壊可能ではない。しかしながら、他の実施形態では、弁１００は、弁１００の側方寸法が適切に定寸された血管内送達デバイスまたは経心尖送達デバイスの中への挿入を可能にするために十分な程度まで低減されることを可能にする、半径方向に圧壊可能な支持構造とともに構成されることができる。
【００７７】
大部分の大動脈弁置換構成に関して、弁１００は、以下のサイズ、すなわち、１７ｍｍ、１９ｍｍ、２１ｍｍ、２３ｍｍ、２５ｍｍ、および２７ｍｍにおける大動脈組織弁輪に嵌合するように実装されることができる。１８ｍｍ、２０ｍｍ、２２ｍｍ、２４ｍｍ、２６ｍｍ、２８ｍｍ、および２９ｍｍを含む、他のサイズも、実装されることができ、列挙されたものの間の非整数サイズも、多く存在する。本寸法はまた、一般に、弁の内径または「ＩＤ」と称され、弁尖１１０と相当する位置における弁の側方寸法を指す。弁は、フランジ１２１の場所等のいずれかの場所よりもさらに大きい直径を有してもよい。大部分の僧帽弁置換構成に関して、弁１００は、以下のＩＤ、すなわち、２３ｍｍ、２５ｍｍ、２７ｍｍ、２９ｍｍ、および３１ｍｍのいずれかとともに実装されることができる。２２ｍｍ、２４ｍｍ、２６ｍｍ、２８ｍｍ、３０ｍｍ、３２ｍｍを含む、他のサイズも、実装されることができ、列挙されたものの間の非整数サイズも、多く存在する。
【００７８】
支持構造１０２は、種々の非円筒形形状をとることができるが、本明細書に説明される全ての実施形態では、支持構造１０２は、略円筒形または円筒形であることができる。当業者が理解するように、「円筒形」は、支持構造１０２が完全な幾何学的円筒形（例えば、円形断面に対して直角に配向される垂直壁）の形態であることを要求せず、むしろ、支持構造１０２が仮説上の幾何学的円筒形（わずかな逸脱のみを伴う）の一部に沿ってあることを要求する。例えば、支持構造１０２の内側管腔表面（血流に直接隣接する表面）全体は、用語が本明細書で使用されるような円筒形であることができる。同様に、当業者は、「略円筒形」の支持構造１０２が、単純「円筒形支持構造」より数学的円筒形からの大きな逸脱を可能にすることを理解し、略円筒形であると見なされるそれらの支持構造を容易に認識するであろう。
【００７９】
支持構造１０２の全体は、円筒形または略円筒形であることができるが、また、支持構造１０２の一部のみが、円筒形または略円筒形であって、支持構造１０２の残りの部分が非円筒形であり得る場合もある。例えば、ある実施形態では、湾曲界面１０７に沿った支持構造１０２の部分のみが、円筒形または略円筒形であってもよい。
【００８０】
支持構造１０２が、ポリマーでコーティングされたコアフレームから形成されるとき、いくつかの実施形態では、コアフレーム（全体またはその一部のいずれか）のみが、円筒形または略円筒形であることができる一方、ポリマーコーティングの外側表面は、非円筒形または非略円筒形である。例えば、いくつかの実施形態では、コアフレームの内側管腔表面は、円筒形であって、ポリマーコーティングの外側表面（コアフレームの内側管腔に沿って）は、コーティング厚さの変動に起因して、略円筒形（またはさらに非円筒形）である。
【００８１】
本明細書に説明される弁１００の実施形態の全てはまた、種々の組織弁輪寸法のために定寸される人工弁のキット（またはセット）の一部として、医療従事者に提供される（または医療従事者によって保有される）ことができる。サイズは、１７ｍｍ、１８ｍｍ、１９ｍｍ、２０ｍｍ、２１ｍｍ、２２ｍｍ、２３ｍｍ、２４ｍｍ、２５ｍｍ、２６ｍｍ、２７ｍｍ、２８ｍｍ、２９ｍｍ、３０ｍｍ、および３１ｍｍのうちの２つ以上のものの任意の組み合わせを含むことができる。
【００８２】
本明細書に説明される実施形態は、血流中の圧力差に応答したエネルギーの貯蔵および解放を通して、弁の開閉の能動的補助を呈することができるが、これらの弁実施形態は、全体的として考慮すると、人工的電源によって能動的に給電されない、「受動」デバイスとして特徴付けられることができる。能動的に給電されるデバイスのいくつかの実施例は、心肺バイパス（例えば、心肺機械）および埋込可能人工心臓のために使用される機械を含む。
【００８３】
弁１００の挙動は、種々の方法において査定されることができる。例えば、弁１００の挙動は、対象における弁１００の埋込後に観察されることができる。経弁圧力は、例えば、カテーテルベースの圧力センサを弁の両側に留置することによって、対象において直接測定されることができる。代替として、弁１００の挙動は、対象に関する経弁圧力をシミュレートする様式で流体圧力を印加する、試験装置内の試験弁１００によって査定されることができる。なおもさらに、弁１００の挙動は、図４Ａ−Ｂに関して説明されるもの等、対象に関する経弁圧力の理想的モデルを適用する、コンピュータシミュレーションによって査定されることができる。
【００８４】
本主題の種々の側面が、これまで説明された実施形態の精査において、および／またはその補完として、以下に記載されるが、ここでは、以下の実施形態の相互関係および相互互換性が強調される。言い換えると、実施形態の各特徴が、明示的に別様に述べられない、または論理的にありそうもない限り、あらゆる他の特徴と組み合わせられ得るという事実に強調が置かれる。
【００８５】
多くの実施形態では、複数の合成弁尖と、複数の弁尖と結合される、複数の突起と、複数の突起の上流の基部であって、複数の突起および基部は、弾性である、基部とを備える、支持構造とを備える、人工心臓弁が、提供される。人工心臓弁は、閉鎖位置および開放位置を有することができ、複数の弁尖および支持構造は、閉鎖位置と開放位置との間を移動する。
【００８６】
ある実施形態では、人工心臓弁は、経弁流体圧力が正であるとき、流体が適切な上流から下流への方向に流動することを可能にするように構成され、経弁流体圧力がピーク負圧であるとき、複数の弁尖が接合状態にあるように構成されることができる。人工心臓弁は、経弁流体圧力がピーク負圧未満の負の値にあるとき、複数の突起が、閉鎖位置から開放位置への移動を自動的に開始するように構成されることができる。
【００８７】
ある実施形態では、支持構造は、周縁を有し、基部は、支持構造の周縁の周囲に延在する縁を備える。複数の弁尖の各弁尖は、上流端を有することができ、複数の突起の各突起は、下流端を有することができる。ある実施形態では、縁は、複数の第１の場所が縁上に存在するように、複数の突起の各下流端のすぐ上流の第１の場所と、複数の第２の場所が縁上に存在するように、複数の弁尖の各上流端のすぐ上流の第２の場所とを含むことができ、閉鎖位置から開放位置への支持構造の移動の間の第１の時間において、各第１の場所は、上流方向に移動し、各第２の場所は、下流方向に移動する。
【００８８】
ある実施形態では、第１の時間は、経弁流体圧力がピーク負圧の９０〜９９．９％、ピーク負圧の８５〜９５％、またはピーク負圧の２５〜７５％であるときである。第１の時間は、経弁流体圧力が負の値であるときであることができる。ある実施形態では、縁の各第１の場所は、経弁流体圧力がピーク負圧の７５％からゼロに遷移するにつれて継続的に、下流方向に移動し、縁の各第２の場所は、上流方向に移動する。ある実施形態では、縁の各第１の場所は、経弁流体圧力がピーク負圧からより少ない負圧に遷移することに即時応答して、下流方向に移動し、縁の各第２の場所は、上流方向に移動する。複数の弁尖は、第１の時間において、接合状態から離脱し始めることができる。また、第１の時間において、複数の突起の各下流端は、半径方向外向き方向に移動することができる。
【００８９】
ある実施形態では、支持構造は、縫合カフと、１つ以下の縫合カフフランジとを備える。
【００９０】
ある実施形態では、心臓弁は、大動脈置換弁または僧帽置換弁であって、心臓弁は、正確に３つの合成弁尖を備える。ある実施形態では、心臓弁は、正確に２つの合成弁尖を備える僧帽置換弁である。
【００９１】
ある実施形態では、支持構造は、血管内送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない。ある実施形態では、支持構造は、経心尖送達デバイス内における留置のために半径方向に圧壊可能ではない。
【００９２】
ある実施形態では、支持構造および複数の弁尖は、同一材料から形成される。ある実施形態では、支持構造は、コーティングを備え、複数の弁尖は、コーティングの継続である。複数の弁尖は、ポリマーであることができる。
【００９３】
ある実施形態では、複数の弁尖は、支持構造に縫合されない。複数の弁尖は、支持構造にシームレスに結合されることができる。複数の弁尖および支持構造は、モノリシック体であることができる。
【００９４】
多くの実施形態では、人工心臓弁は、心肺バイパス機械または埋込可能人工心臓の一部ではない、または人工心臓弁は、人工的電源によって給電されない。
【００９５】
ある実施形態では、支持構造は、１７ミリメートル（ｍｍ）、１９ｍｍ、２１ｍｍ、２３ｍｍ、２５ｍｍ、２７ｍｍ、２９ｍｍ、および３１ｍｍから成る群から選択される内径を有する。
【００９６】
ある実施形態では、複数の弁尖は、第１の弾性を有し、支持構造は、第２の弾性を有し、第１の弾性は、１０〜４５メガパスカル（ＭＰａ）の範囲内であることができる。ある実施形態では、第１の弾性は、２０〜３５ＭＰａの範囲内であることができる。ある実施形態では、第１の弾性は、２５〜３０ＭＰａの範囲内であることができる。ある実施形態では、第２の弾性は、３０００〜５０００ＭＰａの範囲内であることができる。ある実施形態では、第２の弾性は、３３００〜３５００ＭＰａの範囲内であることができる。
【００９７】
ある実施形態では、支持構造は、６００〜１５００平方ミリメートルの剛性／単位力を有することができる。ある実施形態では、支持構造は、９００〜１４００平方ミリメートルの剛性／単位力を有することができる。ある実施形態では、支持構造は、１１００〜１３００平方ミリメートルの剛性／単位力を有することができる。
【００９８】
複数の突起はそれぞれ、下流端を有することができる。ある僧帽実施形態では、閉鎖位置から開放位置への遷移に応じて、下流端はそれぞれ、５．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈することができる。種々の実施形態では、ＶＩＣＯは、５．１０ｍｍ／ｓ〜１４．５０ｍｍ／ｓの複数の値のいずれかおよび範囲であることができる。ある実施形態では、開放位置から閉鎖位置への遷移に応じて、下流端はそれぞれ、４．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈することができる。種々の実施形態では、ＶＩＣＯは、４．１０ｍｍ／ｓ〜１０．００ｍｍ／ｓの複数の値のいずれかおよび範囲であることができる。
【００９９】
ある大動脈実施形態では、閉鎖位置から開放位置への遷移に応じて、下流端はそれぞれ、１４．６０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈することができる。種々の実施形態では、ＶＩＣＯは、１４．６０ｍｍ／ｓ〜４０．００ｍｍ／ｓの複数の値のいずれかおよび範囲であることができる。ある実施形態では、開放位置から閉鎖位置への遷移に応じて、下流端はそれぞれ、６．１０ミリメートル／秒（ｍｍ／ｓ）以上の瞬間速度（ＶＩＣＯ）を呈することができる。種々の実施形態では、ＶＩＣＯは、６．１０ｍｍ／ｓ〜１５．００ｍｍ／ｓの複数の値のいずれかおよび範囲であることができる。
【０１００】
人工心臓弁は、閉鎖位置、中立位置、および開放位置を有することができ、複数の弁尖および支持構造は、弁動作の間、閉鎖位置と、中立位置と、開放位置との間を遷移する。ある僧帽実施形態では、下流端はそれぞれ、中立位置から閉鎖位置への遷移において、０．４５ミリメートル（ｍｍ）以上内向きに移動することができる。種々の実施形態では、下流端はそれぞれ、０．４５ｍｍ〜１．５０ｍｍ内向きに移動することができる。ある大動脈実施形態では、下流端はそれぞれ、中立位置から閉鎖位置への遷移において、０．３１ミリメートル（ｍｍ）以上内向きに移動することができる。種々の実施形態では、下流端はそれぞれ、０．３１ｍｍ〜１．２０ｍｍ内向きに移動することができる。
【０１０１】
値の範囲が提供される場合、文脈によって明確に別様に示されない限り、その範囲および任意の他の述べられた値またはその述べられた範囲内の介在値の上限と下限との間の下限の単位の１０分の１までの各介在値が、本開示内に包含され、単独値またはより小さい範囲として請求されることができる。述べられた範囲が、限界の一方または両方を含む場合、それらの含まれる限界のいずれかまたは両方を除外する範囲もまた、本開示内に含まれる。
【０１０２】
離散値または値の範囲が提供される場合、その値または値の範囲は、別様に示されない限り、離散数または数の範囲としてより広義に請求され得る。例えば、本明細書に提供される各値または値の範囲は、近似として請求されてもよく、本段落は、請求項の導入のための先行基礎および書面による支援としての役割を果たし、随時、それぞれ、そのような値または値の範囲を「およそ」その値、「およそ」その値の範囲、「約」その値、および／または「約」その値の範囲として列挙する。逆に言えば、値または値の範囲が、近似または一般化、例えば、およそＸまたは約Ｘとして述べられる場合、その値または値の範囲は、そのような広義の用語を使用せずに、離散的に請求されることができる。
【０１０３】
しかしながら、本明細書では、本明細書に開示される主題は、請求項において値または値の範囲の明示的列挙がない限り、特定の値または値の範囲に限定されることを含意するものといかようにも解釈されるべきではない。値または値の範囲は、本明細書では、単に、実施例として提供される。
【０１０４】
本明細書に提供される任意の実施形態に関して説明される全特徴、要素、構成要素、機能、およびステップは、任意の他の実施形態からのものと自由に組み合わせ可能および代用可能であることが意図されることに留意されたい。ある特徴、要素、構成要素、機能、またはステップが、一実施形態のみに関して説明される場合、特徴、要素、構成要素、機能、またはステップは、別様に明示的に述べられない限り、本明細書に説明される全ての他の実施形態と併用されることができることを理解されたい。本段落は、したがって、随時、異なる実施形態からの特徴、要素、構成要素、機能、およびステップを組み合わせる、または一実施形態からの特徴、要素、構成要素、機能、およびステップを別のもので代用する（以下の説明が、特定の事例において、そのような組み合わせまたは代用が可能であることを明示的に述べていない場合でも）ことの請求項の導入の先行する基礎および書面による支援としての役割を果たす。特に、そのような組み合わせおよび代用の許容性が当業者によって容易に認識されることを前提として、あらゆる可能性として考えられる組み合わせおよび代用の明示的列挙は、過度の負担となることが明示的に認識される。
【０１０５】
本明細書および添付の請求項において使用されるように、単数形「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈によって別様に決定付けられない限り、複数参照を含む。
【０１０６】
実施形態は、種々の修正および代替形態を被るが、その具体的実施例が、図面に示され、本明細書に詳細に説明されている。しかしながら、これらの実施形態は、開示される特定の形態に限定されず、対照的に、これらの実施形態は、本開示の精神内にある全修正、均等物、および代替を網羅することを理解されたい。さらに、実施形態の任意の特徴、機能、ステップ、または要素が、その範囲内にない特徴、機能、ステップ、または要素によって請求項の発明の範囲を定義する消極的限定と同様に、請求項に列挙または追加されてもよい。
【図１Ａ】
2019532678.tif 000004
【図１Ｂ】
2019532678.tif 000005
【図２Ａ】
2019532678.tif 000006
【図２Ｂ】
2019532678.tif 000007
【図２Ｃ】
2019532678.tif 000008
【図３Ａ】
2019532678.tif 000009
【図３Ｂ】
2019532678.tif 000010
【図３Ｃ】
2019532678.tif 000011
【図４Ａ】
2019532678.tif 000012
【図４Ｂ】
2019532678.tif 000013
【図５Ａ】
2019532678.tif 000014
【図５Ｂ】
2019532678.tif 000015
【国際調査報告】
2019532678.tif 000016
2019532678.tif 000017