ISO 5840-1:2015

Cardiovascular implants - Cardiac valve prostheses - Part 1: General requirements

ISO 5840-1:2015 is applicable to heart valve substitutes intended for human implantation and provides general requirements. Subsequent parts of the ISO 5840?series provide specific requirements. ISO 5840-1:2015 is applicable to both newly developed and modified heart valve substitutes and to the accessories, packaging, and labelling required for their implantation and for determining the appropriate size of the heart valve substitute to be implanted. ISO 5840-1:2015 outlines an approach for qualifying the design and manufacture of a heart valve substitute through risk management. The selection of appropriate qualification tests and methods are derived from the risk assessment. The tests may include those to assess the physical, chemical, biological, and mechanical properties of heart valve substitutes and of their materials and components. The tests may also include those for preclinical in vivo evaluation and clinical evaluation of the finished heart valve substitute. ISO 5840-1:2015 defines operational conditions for heart valve substitutes. ISO 5840-1:2015 excludes homografts. NOTE A rationale for the provisions of this part of ISO 5840 is given in Annex A.

Implants cardiovasculaires — Prothèses valvulaires — Partie 1: Exigences générales

ISO 5840-1:2015 s'applique aux prothèses valvulaires destinées à une implantation chez l'homme et indique des exigences générales. Les exigences spécifiques figurent dans les parties qui succèdent à la présente partie de l'ISO 5840. ISO 5840-1:2015 s'applique à la fois aux prothèses valvulaires récemment mises au point et à celles qui ont été modifiées, ainsi qu'aux accessoires, à l'emballage et à l'étiquetage exigés pour leur implantation et pour la détermination de la taille appropriée de la prothèse valvulaire à implanter. ISO 5840-1:2015 souligne une approche destinée à qualifier la conception et la fabrication d'une prothèse valvulaire à travers la gestion des risques. La sélection des méthodes et des essais de qualification appropriés se fait à partir de l'appréciation du risque. Les essais peuvent inclure les essais destinés à évaluer les propriétés physiques, chimiques, biologiques et mécaniques des prothèses valvulaires ainsi que de leurs matériaux et composants. Les essais peuvent également englober les essais destinés à l'évaluation préclinique in vivo et à l'évaluation clinique des prothèses valvulaires à l'état fini. ISO 5840-1:2015 définit les conditions de fonctionnement des prothèses valvulaires. ISO 5840-1:2015 exclut les allogreffes. NOTE Une justification des dispositions de la présente partie de l'ISO 5840 est donnée dans l'Annexe A.

General Information

• Status: Withdrawn
• Publication Date: 10-Sep-2015
• Withdrawal Date: 10-Sep-2015
• ICS: 11.040.40 - Implants for surgery, prosthetics and orthotics
• Technical Committee: ISO/TC 150/SC 2 - Cardiovascular implants and extracorporeal systems
• Drafting Committee: ISO/TC 150/SC 2/WG 1 - Cardiac valves
• Current Stage: 9599 - Withdrawal of International Standard
• Start Date: 21-Jan-2021
• Completion Date: 13-Dec-2025

Relations

• Consolidates: ISO 16121-1:2005 - Road vehicles - Ergonomic requirements for the driver's workplace in line-service buses - Part 1: General description, basic requirements
• Effective Date: 06-Jun-2022
• Revised: ISO 5840-1:2021 - Cardiovascular implants - Cardiac valve prostheses - Part 1: General requirements
• Effective Date: 23-Apr-2020
• Revised: ISO 5840:2005 - Cardiovascular implants - Cardiac valve prostheses
• Effective Date: 17-Mar-2012

Standards Content (Sample)

INTERNATIONAL ISO
STANDARD 5840-1
First edition
2015-09-15
Cardiovascular implants — Cardiac
valve prostheses —
Part 1:
General requirements
Implants cardiovasculaires — Prothèses valvulaires —
Partie 1: Exigences générales
Reference number
©
ISO 2015
© ISO 2015, Published in Switzerland
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ii © ISO 2015 – All rights reserved

Contents Page
Foreword .iv
Introduction .v
1 Scope . 1
2 Normative references . 1
3 Terms and definitions . 2
4 Abbreviations.11
5 Fundamental requirements .12
6 Device description .12
6.1 Intended use .12
6.2 Design inputs .12
6.2.1 Operational specifications .12
6.2.2 Performance specifications .12
6.2.3 Implant procedure.12
6.2.4 Packaging, labelling, and sterilization .13
6.3 Design outputs .13
6.4 Design transfer (manufacturing verification/validation) .14
6.5 Risk management .14
7 Design verification testing and analysis/design validation .15
7.1 General requirements .15
7.2 In vitro assessment .15
7.3 Preclinical in vivo evaluation .15
7.4 Clinical investigations .15
Annex A (informative) Rationale for the provisions of this part of ISO 5480 .16
Annex B (normative) Packaging .19
Annex C (normative) Product labels, instructions for use, and training .20
Annex D (normative) Sterilization .23
Annex E (informative) In vitro test guidelines for paediatric devices .24
Annex F (informative) Statistical procedures when using in vitro performance criteria .28
Annex G (informative) Examples and definitions of some physical and material properties
of heart valve systems .29
Annex H (informative) Examples of standards applicable to testing of materials and
components of heart valve systems .40
Annex I (informative) Raw and post-conditioning mechanical properties for support
structure materials .46
Annex J (informative) Corrosion assessment .48
Annex K (informative) Echocardiographic protocol .51
Bibliography .54
Foreword
ISO (the International Organization for Standardization) is a worldwide federation of national standards
bodies (ISO member bodies). The work of preparing International Standards is normally carried out
through ISO technical committees. Each member body interested in a subject for which a technical
committee has been established has the right to be represented on that committee. International
organizations, governmental and non-governmental, in liaison with ISO, also take part in the work.
ISO collaborates closely with the International Electrotechnical Commission (IEC) on all matters of
electrotechnical standardization.
The procedures used to develop this document and those intended for its further maintenance are
described in the ISO/IEC Directives, Part 1. In particular the different approval criteria needed for the
different types of ISO documents should be noted. This document was drafted in accordance with the
editorial rules of the ISO/IEC Directives, Part 2 (see www.iso.org/directives).
Attention is drawn to the possibility that some of the elements of this document may be the subject of
patent rights. ISO shall not be held responsible for identifying any or all such patent rights. Details of
any patent rights identified during the development of the document will be in the Introduction and/or
on the ISO list of patent declarations received (see www.iso.org/patents).
Any trade name used in this document is information given for the convenience of users and does not
constitute an endorsement.
For an explanation on the meaning of ISO specific terms and expressions related to conformity
assessment, as well as information about ISO’s adherence to the WTO principles in the Technical
Barriers to Trade (TBT) see the following URL: Foreword - Supplementary Information
The committee responsible for this document is ISO/TC 150, Implants for surgery, Subcommittee SC 2,
Cardiovascular implants and extracorporeal systems.
This first edition of ISO 5840-1, together with ISO 5840-2 and ISO 5840-3, cancels and replaces
ISO 5840:2005, which has been technically revised.
ISO 5840 consists of the following parts, under the general title Cardiovascular implants — Cardiac valve
prostheses:
— Part 1: General requirements
— Part 2: Surgically implanted heart valve substitutes
— Part 3: Heart valve substitutes implanted by transcatheter techniques
iv © ISO 2015 – All rights reserved

Introduction
There is, as yet, no heart valve substitute which can be regarded as ideal.
The ISO 5840–series has been prepared by a group well aware of the issues associated with heart valve
substitutes and their development. In several areas, the provisions of the ISO 5840–series deliberately
have not been specified to encourage development and innovation. It does specify the types of tests,
test methods, and/or requirements for test apparatus and requires documentation of test methods
and results. The areas with which the ISO 5840–series are concerned are those which will ensure that
associated risks to the patient and other users of the device have been adequately mitigated, facilitate
quality assurance, aid the clinician in choosing a heart valve substitute, and ensure that the device will
be presented at the operating table in convenient form. Emphasis has been placed on specifying types
of in vitro testing, on preclinical in vivo and clinical evaluations, on reporting of all in vitro, preclinical in
vivo, and clinical evaluations, and on the labelling and packaging of the device. Such a process involving
in vitro, preclinical in vivo, and clinical evaluations is intended to clarify the required procedures prior
to market release and to enable prompt identification and management of any subsequent problems.
With regard to in vitro testing and reporting, apart from basic material testing for mechanical,
physical, chemical, and biocompatibility characteristics, the ISO 5840–series also covers important
hydrodynamic and durability characteristics of heart valve substitutes. The ISO 5840–series does not
specify exact test methods for hydrodynamic and durability testing, but it offers guidelines for the test
apparatus.
The ISO 5840–series is incomplete in several areas. It is intended to be revised, updated, and/or
amended as knowledge and techniques in heart valve substitute technology improve.
INTERNATIONAL STANDARD ISO 5840-1:2015(E)
Cardiovascular implants — Cardiac valve prostheses —
Part 1:
General requirements
1 Scope
This part of ISO 5840 is applicable to heart valve substitutes intended for human implantation and
provides general requirements. Subsequent parts of the ISO 5840–series provide specific requirements.
This part of ISO 5840 is applicable to both newly developed and modified heart valve substitutes and
to the accessories, packaging, and labelling required for their implantation and for determining the
appropriate size of the heart valve substitute to be implanted.
This part of ISO 5840 outlines an approach for qualifying the design and manufacture of a heart valve
substitute through risk management. The selection of appropriate qualification tests and methods
are derived from the risk assessment. The tests may include those to assess the physical, chemical,
biological, and mechanical properties of heart valve substitutes and of their materials and components.
The tests may also include those for preclinical in vivo evaluation and clinical evaluation of the finished
heart valve substitute.
This part of ISO 5840 defines operational conditions for heart valve substitutes.
This part of ISO 5840 excludes homografts.
NOTE A rationale for the provisions of this part of ISO 5840 is given in Annex A.
2 Normative references
The following documents, in whole or in part, are normatively referenced in this document and are
indispensable for its application. For dated references, only the edition cited applies. For undated
references, the latest edition of the referenced document (including any amendments) applies.
ISO 5840-2, Cardiovascular implants — Cardiac valve prostheses —Part 2: Surgically implanted heart valve
substitutes
ISO 5840-3, Cardiovascular implants — Cardiac valve prostheses —Part 3: Heart valve substitutes
implanted by transcatheter techniques
ISO 11135, Sterilization of health-care products — Ethylene oxide — Requirements for the development,
validation and routine control of a sterilization process for medical devices
ISO 11137 (all parts), Sterilization of health care products — Radiation
ISO 11607 (all parts), Packaging for terminally sterilized medical devices
ISO 14155, Clinical investigation of medical devices for human subjects — Good clinical practice
ISO 14160, Sterilization of health care products — Liquid chemical sterilizing agents for single-use medical
devices utilizing animal tissues and their derivatives — Requirements for characterization, development,
validation and routine control of a sterilization process for medical devices
ISO 14630:2012, Non-active surgical implants — General requirements
ISO 14937, Sterilization of health care products — General requirements for characterization of a sterilizing
agent and the development, validation and routine control of a sterilization process for medical devices
ISO 14971, Medical devices — Application of risk management to medical devices
ISO 17665 (all parts), Sterilization of health care products — Moist heat
3 Terms and definitions
For the purposes of this document, the following terms and definitions apply.
3.1
accessories
device-specific tools that are required to assist in the implantation of the heart valve substitute (3.28)
3.2
adverse event
AE
untoward medical occurrence in a study subject which does not necessarily have to have a causal
relationship with study treatment
Note 1 to entry: An AE can be an unfavourable and unintended sign (including an abnormal laboratory finding),
symptom, or disease, temporary or permanent, whether or not related to the prosthetic valve implantation or
procedure.
3.3
actuarial methods
statistical technique for calculating event rates over time
Note 1 to entry: Standard actuarial methods calculate the probability of freedom from events within pre-specified
intervals of time. When the intervals approach zero width, the methods are called Kaplan-Meier methods.
3.4
arterial end diastolic pressure
minimum value of the arterial pressure during diastole
3.5
arterial peak systolic pressure
maximum value of the arterial pressure during systole (3.63)
3.6
back pressure
differential pressure applied across the valve during the closed phase
3.7
body surface area
BSA
total surface area (m ) of the human body
Note 1 to entry: This can be calculated (Mosteller’s formula) as the square root of the product of the weight in kg
times the height in cm divided by 3 600 (see Reference [31]).
3.8
cardiac index
2 2
cardiac output (3.9) (CO, L/min) divided by the body surface area (3.7) (BSA, m ) with units L/min/m
3.9
cardiac output
CO
stroke volume (3.59) times heart rate
2 © ISO 2015 – All rights reserved

3.10
closing volume
portion of the regurgitant volume (3.48) that is associated with the dynamics of valve closure during a
single cycle (3.15)
Note 1 to entry: See Figure 1.
3.11
coating
thin-film material that is applied to an element of a heart valve system (3.29) to modify its physical or
chemical properties
3.12
compliance
relationship between change in diameter and change in pressure of a deformable tubular structure (e.g.
valve annulus, aorta, conduit) defined in this part of ISO 5840 as
()rr−×100
C=×100%
rp×−()p
12 1
where
C is the compliance in units of % radial change/100 mmHg;
p is the diastolic pressure, in mmHg;
p is the systolic pressure, in mmHg;
r is the inner radius at p , in millimetres;
1 1
r is the inner radius at p , in millimetres.
2 2
Note 1 to entry: Reference ISO 25539-1.
Key
X time
Y flowrate
1 closing volume
2 leakage volume
Figure 1 — Schematic representation of flow waveform and regurgitant volumes for one cycle
3.13
component-joining material
material such as a suture, adhesive, or welding compound used to assemble the components of a heart
valve system (3.29)
3.14
cumulative incidence
statistical technique where events other than death can be described by the occurrence of the event
over time without including death of the subjects
Note 1 to entry: Cumulative incidence is also known as “actual” analysis.
3.15
cycle
one complete sequence in the action of a heart valve substitute (3.28) under pulsatile-flow conditions
3.16
cycle rate
number of complete cycles (3.15) per unit of time usually expressed as cycles per minute (cycles/min)
3.17
design verification
establishment by objective evidence that the design output meets the design input requirements
3.18
design validation
establishment by objective evidence that device specifications conform with user needs and intended
use(s) (3.31)
4 © ISO 2015 – All rights reserved

3.19
device embolization
dislodgement from the intended and documented original position to an unintended and non-
therapeutic location
3.20
device failure
inability of a device to perform its intended function sufficient to cause a hazard
3.21
device migration
detectable movement or displacement of the heart valve substitute (3.28) from its original position
within the implant position (3.30) and without device embolization (3.19)
3.22
effective orifice area
EOA
orifice area that has been derived from flow and pressure or velocity data
q
V
RMS
For in vitro testing, EOA is defined as:EOA=
Δp
51,6×
ρ
where
EOA is the Effective Orifice Area (cm );
is the root mean square forward flow (ml/s) during the positive differential pressure
q
V
RMS
period;
Δp is the mean pressure difference (measured during the positive differential pressure
period) (mmHg);
ρ is the density of the test fluid (g/cm ).
Note 1 to entry: See 3.53.
3.23
failure mode
mechanism of device failure (3.20)
Note 1 to entry: Support structure fracture, calcification, and prolapse are examples of failure modes.
3.24
flexible surgical heart valve substitute
surgical heart valve substitute (3.62) wherein the occluder (3.40) is flexible under physiological
conditions
Note 1 to entry: The orifice ring may or may not be flexible.
3.25
follow-up
continued assessment of patients who have received the heart valve substitute (3.28)
3.26
forward flow volume
volume of flow ejected through the heart valve substitute (3.28) in the forward direction during one
cycle (3.15)
3.27
fracture
complete separation of any structural component of the heart valve substitute (3.28) that was previously
intact
3.28
heart valve substitute
device used to replace the function of a natural valve of the heart
3.29
heart valve system
implantable device, accessories (3.1), packaging, labelling, and instructions
3.30
implant site/implant position
intended location of heart valve substitute (3.28) implantation or deployment
3.31
intended use
use of a product or process in accordance with the specifications, instructions, and information
provided by the manufacturer
3.32
Kaplan-Meier methods
statistical approaches for calculating event rates over time when the actual dates of events for each
person in the population are known
3.33
leakage volume
portion of the regurgitant volume (3.48) which is associated with leakage during the closed phase of a
valve in a single cycle (3.15) and is the sum of the transvalvular leakage volume (3.66) and paravalvular
leakage volume (3.43)
Note 1 to entry: The point of separation between the closing and leakage volumes is obtained according to a
defined and stated criterion (the linear extrapolation shown in Figure 1 is just an example).
3.34
linearized rate
total number of events divided by the total time under evaluation
Note 1 to entry: Generally, the rate is expressed in terms of percent per patient year.
3.35
major bleeding
any episode of major internal or external bleeding that causes death, hospitalization, or permanent
injury (e.g. vision loss) or necessitates transfusion
3.36
major paravalvular leak
paravalvular leakage leading to death or reintervention, or causing heart failure requiring additional
medication, or causing moderate or severe regurgitation or prosthesis “rocking” on investigation even
in the apparent absence of symptoms, or causing hemolytic anemia
3.37
mean arterial pressure
time-averaged arithmetic mean value of the arterial pressure during one cycle (3.15)
3.38
mean pressure difference/mean pressure gradient
time-averaged arithmetic mean value of the pressure difference across a heart valve substitute (3.28)
during the positive differential pressure period of the cycle (3.15)
6 © ISO 2015 – All rights reserved

3.39
nonstructural valve dysfunction
abnormality extrinsic to the heart valve substitute (3.28) that results in stenosis, regurgitation, and/or
haemolytic anemia
3.40
occluder/leaflet
component that inhibits backflow
3.41
outflow tract profile height
maximum distance that the heart valve substitute (3.28) extends axially into the outflow tract in the
open or closed position, whichever is greater, measured from the valve structure intended to mate with
the top (atrial or aortic/pulmonic side) of the patient’s annulus
3.42
pannus
ingrowth of tissue onto the heart valve substitute (3.28) which can interfere with normal functioning
3.43
paravalvular leakage volume
portion of the leakage volume (3.33) that is associated with leakage around the closed heart valve
substitute during a single cycle (3.15)
3.44
profile height
maximal axial dimension of a heart valve substitute (3.28) in the open or closed position, whichever is
greater
3.45
prosthetic valve endocarditis
any infection involving a prosthetic valve based on reoperation, autopsy, or the Duke Criteria for
endocarditis
3.46
reference valve
heart valve substitute (3.28) with a known clinical experience used for comparative preclinical and
clinical evaluations
3.47
regurgitant fraction
regurgitant volume (3.48) expressed as a percentage of the forward flow volume (3.26)
3.48
regurgitant volume
volume of fluid that flows through a heart valve substitute (3.28) in the reverse direction during one
cycle (3.15) and is the sum of the closing volume (3.10) and the leakage volume (3.33)
Note 1 to entry: See Figure 1.
3.49
rigid surgical heart valve substitute
surgical heart valve substitute (3.62) wherein the occluder(s) (3.40) and orifice ring are non-flexible
under physiological conditions
3.50
risk
combination of the probability of occurrence of harm and the severity (3.55) of that harm
[SOURCE: ISO 14971, 2.16]
3.51
risk analysis
systematic use of available information to identify hazards and to estimate the associated risks (3.50)
[SOURCE: ISO 14971, 2.17]
3.52
risk assessment
overall process comprising a risk analysis (3.51) and a risk evaluation
[SOURCE: ISO 14971, 2.18]
3.53
root mean square forward flow
RMS forward flow
square root of the integral of the volume flow rate waveform squared during the positive differential
pressure interval of the forward flow phase used to calculate EOA
Note 1 to entry: Defining the time interval for flow and pressure measurement as the positive pressure period of
the forward flow interval for EOA computation provides repeatable and consistent results for comparison to the
minimum device performance requirements.
Note 2 to entry: This is calculated using the following equation:
t
qt() dt
∫ V
t
q =
V
RMS
tt−
where
is root mean square forward flow during the positive differential pressure period;
q
V
RMS
is instantaneous flow at time (t);
qt()
V
t is time at start of positive differential pressure period;
t is time at end of positive differential pressure period.
Note 3 to entry: The rationale for use of q is that the instantaneous pressure difference is proportional to
V
RMS
the square of instantaneous flow rate and it is the mean pressure difference (3.38) that is required.
Note 4 to entry: See Figure 2.
8 © ISO 2015 – All rights reserved

Key
1 aortic pressure
2 left ventricle pressure
3 aortic flow rate
X time (sec)
Y pressure (mmHg) and flow (L/min)
a
Positive pressure range.
b
q range.
V
RMS
Figure 2 — Schematic representation of the positive pressure period of an aortic forward flow
interval
3.54
safety
freedom from unacceptable risk
[SOURCE: ISO 14971, 2.24]
3.55
severity
measure of the possible consequences of a hazard
[SOURCE: ISO 14971, 2.25]
3.56
simulated cardiac output
forward flow volume (3.26) times heart rate
3.57
sterility assurance level
SAL
probability of a single viable microorganism occurring on an item after sterilization (3.58)
−6 −3
Note 1 to entry: The term SAL takes a quantitative value, generally 10 or 10 . When applying this quantitative
−6
value to assurance of sterility, an SAL of 10 has a lower value, but provides a greater assurance of sterility than
−3
an SAL of 10 .
[SOURCE: ISO/TS 11139, 2.46]
3.58
sterilization
validated process used to render a product free from viable microorganisms
Note 1 to entry: In a sterilization process, the rate of microbial inactivation is exponential and thus, the survival
of a microorganism on an individual item can be expressed in terms of probability. While this probability can be
reduced to a very low number, it can never be reduced to zero.
Note 2 to entry: See 3.57.
[SOURCE: ISO/TS 11139:2006]
3.59
stroke volume
SV
volume of blood pumped by a ventricle in one contraction
3.60
structural valve deterioration
change in the function of a heart valve substitute (3.28) resulting from an intrinsic abnormality that
causes stenosis or regurgitation
Note 1 to entry: This definition excludes infection or thrombosis of the heart valve substitute. It includes intrinsic
changes such as wear, fatigue failure, stress fracture, occluder escape, suture line disruption of components of
the prosthesis, calcification, cavitation erosion, leaflet tear, and stent creep.
3.61
support structure
component of a heart valve substitute (3.28) that houses the occluder(s) (3.40) (e.g. stent, frame, housing)
3.62
surgical heart valve substitute
heart valve substitute (3.28) generally requiring direct visualization and cardiopulmonary bypass for
implantation
3.63
systolic duration
systole
portion of cardiac cycle time corresponding to ventricular contraction
Note 1 to entry: See Figure 3.
3.64
thromboembolism
embolic event involving clot that occurs in the absence of infection
Note 1 to entry: Thromboembolism may be manifested by a neurological event or a noncerebral embolic event.
10 © ISO 2015 – All rights reserved

3.65
transcatheter heart valve substitute
heart valve substitute (3.28) delivered through a catheter and implanted in a manner generally not
involving direct visualization and generally involving a beating heart
3.66
transvalvular leakage volume
component of the leakage volume (3.33) that is associated with leakage through the closed valve during
a single cycle (3.15)
Figure 3 — Wiggers Diagram, showing various events of a cardiac cycle
3.67
usability
characteristic of the user interface that establishes effectiveness, efficiency, ease of user learning and
user satisfaction
4 Abbreviations
For the purposes of this document, the following abbreviations apply.
AE Adverse Event
AF Atrial Fibrillation
AWT Accelerated Wear Testing
BSA Body Surface Area
ECG Electrocardiogram
EOA Effective Orifice Area
FEA Finite Element Analysis
IEC International Electrotechnical Commission
IFU Instructions For Use
IOD Internal Orifice Diameter
LV Left Ventricle, Left Ventricular
MAP Mean Arterial Pressure
MRI Magnetic Resonance Imaging
RV Right Ventricle, Right Ventricular
5 Fundamental requirements
The manufacturer shall determine, at all stages of the product life cycle, the acceptability of the product
for clinical use.
6 Device description
6.1 Intended use
The manufacturer shall identify the physiological condition(s) to be treated, the intended patient
population, potential adverse events, and intended claims.
6.2 Design inputs
6.2.1 Operational specifications
The manufacturer shall define the operational specifications for the device including the principles
of operation, intended device delivery approach/process, expected device lifetime, shelf life,
shipping/storage limits, and the physiological environment in which it is intended to function. The
manufacturer shall carefully define all relevant dimensional parameters that will be required to
accurately select the size of device to be implanted. Table 1 and Table 2 define the expected physiological
parameters of the intended adult patient population for heart valve substitutes for both normal and
pathological patient conditions.
Refer to Annex E for in vitro test guidelines for paediatric devices.
6.2.2 Performance specifications
The manufacturer shall establish (define, document, and implement) the clinical performance
requirements of the device and the corresponding device performance specifications for the intended
use and device claims. The specific performance specifications are provided in ISO 5840-2 and
ISO 5840-3.
6.2.3 Implant procedure
The entire system shall provide intended users the ability to safely and effectively perform all required
pre-operative, intra-operative, and post-operative procedural tasks and achieve all desired objectives.
This shall include all other device specific tools and accessories that intended users will use to complete
the procedure.
NOTE For guidance on how to determine and establish design attributes pertaining to the use of the system
to conduct the implant procedure, see IEC 62366.
12 © ISO 2015 – All rights reserved

Table 1 — Heart valve substitute operational environment for left side of heart — Adult
population
Parameter General condition
Surrounding medium Human heart/Human blood
Temperature 34 °C to 42 °C
Heart rate 30 bpm to 200 bpm
Cardiac output 3 L/min to 15 L/min
Forward flow volume 25 mL to 100 mL
Peak differential pressure across
Arterial peak Arterial end
Blood pressures and
a
closed valve
systolic diastolic
resultant pressure
pressure pressure
Aortic ΔP Mitral ΔP
loads by patient
A M
condition
mmHg mmHg
mmHg mmHg
Normotensive 120 80 100 120
Hypotensive 60 40 50 60
Hypertensive
Mild 140 to 159 90 to 99 115 to 129 140 to 159
Moderate 160 to 179 100 to 109 130 to 144 160 to 179
Severe 180 to 209 110 to 119 145 to 164 180 to 209
Very Severe ≥210 ≥120 ≥165 ≥210
a
Peak differential pressure across closed aortic valve estimated clinically using the following relationship:
—  ΔP ≈ pressure associated with dicrotic notch assuming LV pressure is zero ≈ Arterial End Diastolic Pressure +
A
1/2(Arterial Peak Systolic Pressure – Arterial End Diastolic Pressure).
—  Peak differential pressure across closed mitral valve estimated to be equivalent to Arterial Peak Systolic Pressure.
6.2.4 Packaging, labelling, and sterilization
The heart valve system shall meet the requirements for packaging, labelling, and sterilization contained
within Annex B, Annex C, and Annex D, respectively.
The manufacturer shall provide sufficient information and guidance in the labelling to allow for
appropriate preparation of the implant site, accurate selection of appropriate implant size, and reliable
implantation of the heart valve substitute.
6.3 Design outputs
The manufacturer shall establish (i.e. define, document, and implement) a complete specification of
the heart valve system including component and assembly-level specifications, delivery system (if
applicable), accessories, packaging, and labelling. In addition to the physical components of the heart
valve system, the implant procedure itself should be considered an important element of safe and
effective heart valve therapy.
Table 2 — Heart valve substitute operational environment for right side of heart — Adult
population
Parameter General Condition
Surrounding medium Human heart/Human blood
Temperature 34 °C to 42 °C
Heart rate 30 bpm to 200 bpm
Cardiac output 3 L/min to 15 L/min
Forward flow volume 25 mL to 100 mL
Peak differential pressure across closed
Pulmonary
Right ventricle
a
Blood pressures and valve
artery end
peak systolic
resultant pressure
diastolic
Pulmonary Tricuspid
pressure
loads by patient
pressure
ΔP ΔP
P T
condition
mmHg
mmHg
mmHg mmHg
Normotensive 18 to 35 8 to 15 13 to 25 18 to 35
Hypotensive 15 5 10 15
Hypertensive
Mild 40 to 49 15 to 19 28 to 34 40 to 49
Moderate 50 to 59 20 to 24 35 to 42 50 to 59
Severe 60 to 84 25 to 34 43 to 59 60 to 84
Very Severe ≥85 ≥35 ≥60 ≥85
a
Peak differential pressure across closed pulmonic valve estimated clinically using the following relationship:
—  ΔP approximately pressure associated with dicrotic notch assuming RV pressure is zero approximately Pulmonary
P
Artery End Diastolic Pressure + 1/2(Right Ventricle Peak Systolic Pressure –Pulmonary Artery End Diastolic Pressure).
—  Peak differential pressure across closed tricuspid valve estimated to be equivalent to Right Ventricle Peak Systolic
Pressure.
6.4 Design transfer (manufacturing verification/validation)
The manufacturer shall generate a flowchart identifying the manufacturing process operations and
inspection steps. The flowchart shall indicate the input of all components and important manufacturing
materials.
As part of the risk management process, the manufacturer shall establish the control measures and
process conditions necessary to ensure that the device is safe and suitable for its intended use. The
risk management file shall identify and justify the verification activities necessary to demonstrate the
acceptability of the process ranges chosen.
The manufacturer shall establish the adequacy of full scale manufacturing by validation of the
manufacturing process. The manufacturer shall validate all special processes and process software
and document the results of the validation.
NOTE See ISO 13485.
6.5 Risk management
The manufacturer shall define and implement a risk management program in accordance with
ISO 14971.
14 © ISO 2015 – All rights reserved

7 Design verification testing and analysis/design validation
7.1 General requirements
The manufacturer shall perform verification testing to demonstrate that the device specifications result
in a heart valve system that meets the design specifications (design output meets design input). The
manufacturer shall establish tests relating to hazards identified from the risk analysis. The protocols
shall identify the test purpose, setup, equipment (specifications, calibration, etc.), test conditions (with
a justification of appropriateness to anticipated in vivo operating conditions for the device), acceptance
criteria, and sample quantities tested.
The manufacturer shall validate the design of the heart valve system.
7.2 In vitro assessment
Reference the following Annexes for in vitro assessments:
— Annex F: Statistical procedures when using in vitro performance criteria;
— Annex G: Examples and definitions of some physical and material properties of heart valve systems;
— Annex H: Examples of standards applicable to testing of materials and components of heart valve
systems;
— Annex I: Raw and post-conditioning mechanical properties for support structure materials;
— Annex J: Corrosion assessment;
Specific requirements for in vitro assessments are provided in ISO 5840-2 and ISO 5840-3.
7.3 Preclinical in vivo evaluation
A preclinical in vivo test program shall be conducted in order to address the heart valve system,
placement, imaging characteristics, and safety and performance. The preclinical program design
should be based on risk management assessment. The specific preclinical requirements are provided in
ISO 5840-2 and ISO 5840-3.
7.4 Clinical investigations
For new heart valve designs, a clinical investigation shall be carried out in accordance with the
ISO 5840-series. For modification of an existing valve, a clinical investigation shall be considered based
on the results of a risk assessment that evaluates the modification. The clinical investigation shall be
conducted in accordance with ISO 14155.
If a determination is made that clinical investigations are not required, justification shall be documented
in the risk management file. Reference the following text for clinical assessments:
— Annex K: Echocardiographic protocol;
— ISO 5840-2 and ISO 5840-3 for specific clinical investigation requirements.
Annex A
(informative)
Rationale for the provisions of this part of ISO 5480
A.1 Rationale for risk-based approach
The rationale for basing this part of ISO 5840 on risk management is that the traditional requirements-
based model cannot keep up with the speed of technological innovation. With the requirements-based
model, manufacturers have to spend their time looking for ways to comply with the requirements of
the standard rather than on developing new technologies that could lead to inherently safer products.
The risk-based model challenges the manufacturer to continually evaluate known and theoretical
risks of the device to develop the most appropriate methods for reducing the risks of the device and to
implement the appropriate test and analysis methods to demonstrate that the risks have been reduced.
This part of ISO 5840 combines a requirement for implementing the risk-based model with best practice
methods for verification testing appropriate to heart valve system evaluation. The intent of the risk
assessment is to identify the hazards along with the corresponding failure modes and causes in order to
identify the requisite testing and analysis necessary to evaluate the risk associated with each specific
hazard. The risk management process provides the opportunity for the manufacturer to evaluate the
best practice methods included within this part of ISO 5840. The manufacturer may choose to follow
the best practice method as defined within this part of ISO 5840 or may deviate from the method and
provide a scientific justification for doing so. The risk management file required by ISO 14971 should
document these decisions with rationale.
The risk-based model requires a collaborative environment between the device developer (the
manufacturer) and the body responsible for verifying compliance with the applicable regulation
regarding safety and performance of the device. The manufacturer should strive for continuous
improvement in device design, as well as test methodologies that can ensure safety and performance of
a device with less reliance on years of patient experience for evidence of effectiveness.
A.2 Rationale for preclinical in vivo evaluation
The overall objective of preclinical in vivo evaluation is to test the safety and function of the heart valve
system in a biological environment with the closest practically feasible similarity to human conditions.
The preclinical in vivo evaluation is the final investigational step prior to human implantation.
Therefore, it should provide the regulatory body with an appropriate level of assurance that the heart
valve system will perform safely.
No single uniformly acceptable animal model has been established. Therefore, the animal model(s)
selected should be properly justified in order to ensure the highest degree of human compatible
conditions for the heart valve system pertinent to the issues being investigated. Since chronic studies
are conducted to elucidate heart valve substitute haemodynamic performance, biological responses,
structural integrity, and delivery system and valve-related pathology in a specific anatomical position,
it is preferable to undertake this longer-term testing of the valves in anatomical positions for which it is
intended.
The concurrent implantation of reference heart valve substitutes enhances the comparative assessment
by providing a bridge to known clinical performance. In addition, such an approach facilitates the
distinction between the complications related to the reference heart valve substitute versus those of
the test heart valve system.
16 © ISO 2015 – All rights reserved

A.3 Rationale for design verification and design validation testing
Verification and validation testing includes materials testing, preclinical bench testing, preclinical in
vivo evaluation, and clinical investigations. Although clinical investigations are usually considered to be
part of design validation, some of the requirements established under design input might be verifiable
only under clinical conditions. The tests specified herein do not purport to comprise a complete test
program. A comprehensive test program for the heart valve system should be defined as part of the
risk assessment activities. Where the manufacturer’s risk assessment concludes that the safety and
performance will be better demonstrated by other tests or by modifying the test methods included in
this standard, the manufacturer should include in the risk assessment a justification of the equivalence
or superiority of the alternative test or test method.
The manufacturer should validate the design of the heart valve system, its packaging, labelling, and
accessories. For a new heart valve system, design validation typically occurs in tw
...

NORME ISO
INTERNATIONALE 5840-1
Première édition
2015-09-15
Implants cardiovasculaires —
Prothèses valvulaires —
Partie 1:
Exigences générales
Cardiovascular implants — Cardiac valve prostheses —
Part 1: General requirements
Numéro de référence
©
ISO 2015
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l’internet ou sur un Intranet, sans autorisation écrite préalable. Les demandes d’autorisation peuvent être adressées à l’ISO à
l’adresse ci-après ou au comité membre de l’ISO dans le pays du demandeur.
ISO copyright office
Ch. de Blandonnet 8 • CP 401
CH-1214 Vernier, Geneva, Switzerland
Tel. [phone]
Fax [phone]
[e-mail]
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ii © ISO 2015 – Tous droits réservés

Sommaire Page
Avant-propos .iv
Introduction .v
1 Domaine d’application . 1
2 Références normatives . 1
3 Termes et définitions . 2
4 Abréviations .12
5 Exigences fondamentales .12
6 Description du dispositif.12
6.1 Utilisation prévue .12
6.2 Données de conception .12
6.2.1 Spécifications opérationnelles .12
6.2.2 Spécifications des performances .13
6.2.3 Mode opératoire d’implantation .13
6.2.4 Emballage, étiquetage et stérilisation .13
6.3 Résultats de conception .14
6.4 Transfert de la conception (vérification/validation de la fabrication) .14
6.5 Gestion des risques .15
7 Essais et analyse pour la vérification de la conception / validation de la conception .15
7.1 Exigences générales .15
7.2 Évaluation in vitro .15
7.3 Évaluation préclinique in vivo.15
7.4 Investigations cliniques .15
Annexe A (informative) Justification des dispositions de la présente partie de l’ISO 5480 .17
Annexe B (normative) Emballage .20
Annexe C (normative) Étiquettes pour le produit, notice d’utilisation et formation .21
Annexe D (normative) Stérilisation .24
Annexe E (informative) Lignes directrices d’essai in vitro pour des dispositifs pédiatriques .25
Annexe F (informative) Procédures statistiques lors de l’utilisation des critères de
performance in vitro .29
Annexe G (informative) Exemples et définitions de certaines propriétés physiques et
matérielles des systèmes de prothèse valvulaire.30
Annexe H (informative) Exemples de normes applicables aux essais des matériaux et
composants des systèmes de prothèse valvulaire .41
Annexe I (informative) Propriétés des matériaux bruts et propriétés mécaniques après un
conditionnement pour les matériaux de la structure de support .48
Annexe J (informative) Évaluation de la corrosion .50
Annexe K (informative) Protocole échocardiographique .53
Bibliographie .56
Avant-propos
L’ISO (Organisation internationale de normalisation) est une fédération mondiale d’organismes
nationaux de normalisation (comités membres de l’ISO). L’élaboration des Normes internationales est
en général confiée aux comités techniques de l’ISO. Chaque comité membre intéressé par une étude
a le droit de faire partie du comité technique créé à cet effet. Les organisations internationales,
gouvernementales et non gouvernementales, en liaison avec l’ISO participent également aux travaux.
L’ISO collabore étroitement avec la Commission électrotechnique internationale (IEC) en ce qui
concerne la normalisation électrotechnique.
Les procédures utilisées pour élaborer le présent document et celles destinées à sa mise à jour sont
décrites dans les Directives ISO/IEC, Partie 1. Il convient, en particulier de prendre note des différents
critères d’approbation requis pour les différents types de documents ISO. Le présent document a été
rédigé conformément aux règles de rédaction données dans les Directives ISO/IEC, Partie 2 (voir www.
iso.org/directives).
L’attention est appelée sur le fait que certains des éléments du présent document peuvent faire l’objet de
droits de propriété intellectuelle ou de droits analogues. L’ISO ne saurait être tenue pour responsable
de ne pas avoir identifié de tels droits de propriété et averti de leur existence. Les détails concernant
les références aux droits de propriété intellectuelle ou autres droits analogues identifiés lors de
l’élaboration du document sont indiqués dans l’Introduction et/ou dans la liste des déclarations de
brevets reçues par l’ISO (voir www.iso.org/brevets).
Les appellations commerciales éventuellement mentionnées dans le présent document sont données
pour information, par souci de commodité, à l’intention des utilisateurs et ne sauraient constituer
un engagement.
Pour une explication de la signification des termes et expressions spécifiques de l’ISO liés à
l’évaluation de la conformité, ou pour toute information au sujet de l’adhésion de l’ISO aux principes
de l’OMC concernant les obstacles techniques au commerce (OTC), voir le lien suivant: Avant-propos —
Informations supplémentaires.
Le comité chargé de l’élaboration du présent document est l’ISO/TC 150, Implants chirurgicaux, sous-
comité SC 2, Implants cardiovasculaires et circuits extra-corporels.
Cette première édition de l’ISO 5840-1, avec l’ISO 5840-2 et l’ISO 5840-3, annule et remplace
l’ISO 5840:2005, qui a fait l’objet d’une révision technique.
L’ISO 5840 comprend les parties suivantes, présentées sous le titre général Implants cardiovasculaires —
Prothèses valvulaires:
— Partie 1: Exigences générales
— Partie 2: Prothèses valvulaires implantées chirurgicalement
— Partie 3: Prothèses valvulaires implantées par des techniques transcathéter
iv © ISO 2015 – Tous droits réservés

Introduction
Il n’existe, à l’heure actuelle, aucune prothèse valvulaire pouvant être considérée comme idéale.
La série ISO 5840 a été préparée par un groupe bien averti des problèmes associés aux prothèses
valvulaires et à leur mise au point. Dans plusieurs domaines, les dispositions de la série ISO 5840 n’ont
délibérément pas été définies de façon à encourager le développement et l’innovation. La série ISO 5840
spécifie les types d’essai, les méthodes d’essai et/ou les exigences applicables à l’appareillage d’essai
et exige que les méthodes et les résultats d’essai soient documentés. Le domaine d’application de la
série ISO 5840 s’étend aux aspects qui garantiront que les risques associés pour le patient et les autres
utilisateurs du dispositif ont été limités de façon adéquate, promouvront l’assurance de la qualité,
aideront le clinicien dans le choix d’une prothèse valvulaire et assureront que le dispositif sera présenté
sous une forme pratique sur la table d’opération. L’accent a été mis sur la spécification des types d’essai
in vitro, sur les évaluations précliniques in vivo et cliniques, sur la consignation dans un rapport de
toutes les évaluations in vitro, précliniques in vivo et cliniques, et sur l’étiquetage et l’emballage du
dispositif. Un tel processus implique des évaluations in vitro, précliniques in vivo et cliniques destinées
à clarifier les modes opératoires requis avant la mise sur le marché, et à permettre l’identification et la
gestion rapides des problèmes susceptibles d’être rencontrés ultérieurement.
En ce qui concerne les essais in vitro et leurs rapports, à l’exception des essais des matériaux de base
relatifs aux propriétés mécaniques, physiques, chimiques et aux caractéristiques de biocompatibilité, la
série ISO 5840 traite également des principales caractéristiques hydrodynamiques et de durabilité des
prothèses valvulaires.
La série ISO 5840 ne spécifie pas de méthodes d’essais exactes pour les essais hydrodynamiques et de
durabilité, mais elle propose des lignes directrices pour l’appareillage d’essai.
La série ISO 5840 est incomplète dans plusieurs domaines. Il est prévu de la réviser, de la mettre à
jour et/ou de l’amender en fonction de l’amélioration des connaissances et des techniques liées à la
réalisation de prothèses valvulaires.
NORME INTERNATIONALE ISO 5840-1:2015(F)
Implants cardiovasculaires — Prothèses valvulaires —
Partie 1:
Exigences générales
1 Domaine d’application
La présente partie de l’ISO 5840 s’applique aux prothèses valvulaires destinées à une implantation chez
l’homme et indique des exigences générales. Les exigences spécifiques figurent dans les parties qui
succèdent à la présente partie de l’ISO 5840.
La présente partie de l’ISO 5840 s’applique à la fois aux prothèses valvulaires récemment mises au point
et à celles qui ont été modifiées, ainsi qu’aux accessoires, à l’emballage et à l’étiquetage exigés pour leur
implantation et pour la détermination de la taille appropriée de la prothèse valvulaire à implanter.
La présente partie de l’ISO 5840 souligne une approche destinée à qualifier la conception et la
fabrication d’une prothèse valvulaire à travers la gestion des risques. La sélection des méthodes et
des essais de qualification appropriés se fait à partir de l’appréciation du risque. Les essais peuvent
inclure les essais destinés à évaluer les propriétés physiques, chimiques, biologiques et mécaniques
des prothèses valvulaires ainsi que de leurs matériaux et composants. Les essais peuvent également
englober les essais destinés à l’évaluation préclinique in vivo et à l’évaluation clinique des prothèses
valvulaires à l’état fini.
La présente partie de l’ISO 5840 définit les conditions de fonctionnement des prothèses valvulaires.
La présente partie de l’ISO 5840 exclut les allogreffes.
NOTE Une justification des dispositions de la présente partie de l’ISO 5840 est donnée dans l’Annexe A.
2 Références normatives
Les documents ci-après, dans leur intégralité ou non, sont des références normatives indispensables à
l’application du présent document. Pour les références datées, seule l’édition citée s’applique. Pour les
références non datées, la dernière édition du document de référence s’applique (y compris les éventuels
amendements).
ISO 5840-2, Implants cardiovasculaires — Prothèses valvulaires — Partie 2: Prothèse valvulaires
implantées chirurgicalement
ISO 5840-3, Implants cardiovasculaires — Prothèses valvulaires — Partie 3: Valves cardiaques de
substitution implantées par des techniques transcathéter
ISO 11135, Stérilisation des produits de santé — Oxyde d’éthylène — Exigences de développement, de
validation et de contrôle de routine d’un processus de stérilisation pour des dispositifs médicaux
ISO 11137 (toutes les parties), Stérilisation des produits de santé — Irradiation
ISO 11607 (toutes les parties), Emballages des dispositifs médicaux stérilisés au stade terminal
ISO 14155, Investigation clinique des dispositifs médicaux pour sujets humains — Bonnes pratiques cliniques
ISO 14160, Stérilisation des produits de santé — Agents stérilisants chimiques liquides pour dispositifs
médicaux non réutilisables utilisant des tissus animaux et leurs dérivés — Exigences pour la caractérisation,
le développement, la validation et le contrôle de routine d’un procédé de stérilisation de dispositifs médicaux
ISO 14630:2012, Implants chirurgicaux non actifs — Exigences générales
ISO 14937, Stérilisation des produits de santé — Exigences générales pour la caractérisation d’un agent
stérilisant et pour la mise au point, la validation et la vérification de routine d’un processus de stérilisation
pour dispositifs médicaux
ISO 14971, Dispositifs médicaux — Application de la gestion des risques aux dispositifs médicaux
ISO 17665 (toutes les parties), Stérilisation des produits de santé — Chaleur humide
3 Termes et définitions
Pour les besoins du présent document, les termes et définitions suivants s’appliquent.
3.1
accessoires
outils spécifiques exigés pour faciliter l’implantation de la prothèse valvulaire (3.28)
3.2
événement indésirable
AE
occurrence médicale indésirable chez un sujet d’étude qui ne doit pas nécessairement avoir une relation
de cause à effet avec le traitement étudié
Note 1 à l’article: Un événement indésirable peut être un signe défavorable et non voulu (comprenant une
découverte de laboratoire anormale), un symptôme ou une maladie, temporaire ou permanent, associé ou non à
l’implantation d’une prothèse valvulaire ou à une procédure.
3.3
méthodes actuarielles
technique statistique de calcul des taux d’événements dans le temps
Note 1 à l’article: Les méthodes actuarielles classiques calculent la probabilité d’absence d’un événement dans un
intervalle de temps prédéfini. Lorsque l’intervalle se rapproche de zéro, on parle de méthodes de Kaplan-Meier.
3.4
pression artérielle diastolique
valeur minimale de la pression artérielle pendant la diastole
3.5
pression artérielle systolique de crête
valeur maximale de la pression artérielle pendant la systole (3.63)
3.6
contre-pression
pression différentielle appliquée de part et d’autre de la valve au cours de la phase fermée
3.7
surface corporelle
BSA
surface totale (m ) du corps humain
Note 1 à l’article: Elle peut être calculée (formule de Mosteller) par la racine carrée du produit de la masse en
kilogrammes par la hauteur en centimètres divisée par 3 600 (voir Référence [31]).
3.8
index cardiaque
2 2
débit cardiaque (3.9) (CO, l/min) divisé par la surface corporelle (3.7) (BSA, m ), exprimé en l/min/m
2 © ISO 2015 – Tous droits réservés

3.9
débit cardiaque
CO
produit du volume d’éjection (3.59) par la fréquence cardiaque
3.10
volume de fermeture
partie du volume de régurgitation (3.48) liée à la dynamique de la fermeture de la prothèse valvulaire
sur un seul cycle (3.15)
Note 1 à l’article: Voir Figure 1.
3.11
revêtement
couche mince de matériau appliqué à un composant du système de prothèse valvulaire (3.29) pour en
modifier les propriétés physiques ou chimiques
3.12
compliance
relation entre la variation de diamètre et la variation de pression d’une structure tubulaire déformable
(par exemple: un anneau valvulaire, une aorte, un conduit), définie dans la présente partie de
l’ISO 5840 par
()rr−×100
C=×100%
rp×−()p
12 1
où
C est la compliance en unités de variation radiale en % /100 mmHg;
p est la pression diastolique, en mmHg;
p est la pression systolique, en mmHg;
r est le rayon intérieur à la pression p , en millimètres;
1 1
r est le rayon intérieur à la pression p , en millimètres.
2 2
Note 1 à l’article: Se reporter à l’ISO 25539-1.
Légende
X temps
Y débit
1 volume de fermeture
2 volume de fuite
Figure 1 — Représentation schématique de la forme d’onde du débit et des volumes de
régurgitation pour un cycle
3.13
matériau d’assemblage
matériau, par exemple: suture, adhésif ou soudure, utilisé pour assembler les composants d’un système
de prothèse valvulaire (3.29)
3.14
incidence cumulative
technique statistique utilisée lorsque des événements autres que le décès peuvent être liés à l’occurrence
d’un événement dans le temps, exception faite du décès des sujets
Note 1 à l’article: L’incidence cumulative est également appelée analyse « réelle ».
3.15
cycle
séquence complète de fonctionnement d’une prothèse valvulaire (3.28) dans des conditions de flux pulsatile
3.16
fréquence de cycle
nombre de cycles (3.15) complets par unité de temps, généralement exprimé en cycles par minute
(cycles/min)
3.17
vérification de la conception
établissement, par des preuves objectives, que les résultats de conception satisfont aux exigences des
données de conception
4 © ISO 2015 – Tous droits réservés

3.18
validation de la conception
établissement, par des preuves objectives, que les spécifications du dispositif sont conformes aux
besoins de l’utilisateur et aux utilisations prévues (3.31)
3.19
embolisation du dispositif
délogement de la position d’origine prévue et documentée vers une position non désirée et non
thérapeutique
3.20
défaillance du dispositif
inaptitude d’un dispositif à remplir sa fonction prévue, au point de provoquer un phénomène dangereux
3.21
migration du dispositif
mouvement ou déplacement détectable de la prothèse valvulaire (3.28) par rapport à sa position
d’origine dans le site d’implantation (3.30), sans embolisation du dispositif (3.19)
3.22
aire efficace de l’orifice
AEO
aire de l’orifice, obtenue à partir de données de débit, de pression ou de vitesse
Pour les essais in vitro, l’AEO est définie comme:
q
v
RMS
EOA=
Δp
51,6*
ρ
où
AEO est l’Aire efficace de l’orifice (cm );
est le débit quadratique moyen vers l’aval (ml/s) pendant la période de pression différen-
q
V
RMS
tielle positive;
Δp est la différence de pression moyenne (mesurée lors de la période de pression différen-
tielle positive) (mmHg);
ρ est la masse volumique du fluide d’essai (g/cm ).
Note 1 à l’article: Voir 3.53.
3.23
mode de défaillance
mécanisme de défaillance du dispositif (3.20)
Note 1 à l’article: Une fracture de la structure de support, une calcification et un prolapsus sont des exemples de
modes de défaillance.
3.24
prothèse valvulaire chirurgicale flexible
prothèse valvulaire chirurgicale (3.62) dans laquelle l’obturateur (3.40) est flexible dans les conditions
physiologiques
Note 1 à l’article: L’anneau de l’orifice peut être flexible ou non.
3.25
suivi
évaluation continue de patients porteurs d’une prothèse valvulaire (3.28)
3.26
volume d’écoulement vers l’aval
volume d’écoulement éjecté à travers la prothèse valvulaire (3.28) dans la direction aval au cours
d’un cycle (3.15)
3.27
fracture
séparation complète d’un composant structurel quelconque de la prothèse valvulaire (3.28) qui était au
préalable intacte
3.28
prothèse valvulaire
dispositif destiné à remplacer la fonction d’une valve naturelle du cœur
3.29
système de prothèse valvulaire
dispositif implantable, accessoires (3.1), emballage, étiquetage et instructions
3.30
site d’implantation/position de l’implant
emplacement prévu pour l’implantation ou le déploiement de la prothèse valvulaire (3.28)
3.31
utilisation prévue
utilisation d’un produit ou d’un procédé selon les spécifications, instructions et informations fournies
par le fabricant
3.32
méthodes de Kaplan-Meier
méthodes statistiques de calcul des fréquences de survenue d’événements dans le temps, lorsque les
dates réelles des événements sont connues pour chaque individu de la population
3.33
volume de fuite
partie du volume de régurgitation (3.48) associée à une fuite au cours de la phase fermée de la prothèse
valvulaire sur un seul cycle (3.15), égale à la somme du volume de fuite transvalvulaire (3.66) et du
volume de fuite paravalvulaire (3.43)
Note 1 à l’article: Le point de séparation entre les volumes de fuite et de fermeture est obtenu conformément à un
critère défini et énoncé (l’extrapolation linéaire indiquée à la Figure 1 n’est qu’un exemple).
3.34
taux linéarisé
nombre total d’événements divisé par la durée totale sur laquelle a lieu l’évaluation
Note 1 à l’article: En général, ce taux est exprimé en pourcentage par année-patient.
3.35
hémorragie majeure
tout épisode d’hémorragie majeure interne ou externe entraînant la mort, une hospitalisation ou une
lésion permanente (par exemple: perte de vision) ou nécessitant une transfusion
3.36
fuite paravalvulaire majeure
fuite paravalvulaire entraînant la mort ou une nouvelle intervention, ou provoquant une insuffisance
cardiaque nécessitant un traitement médicamenteux supplémentaire, ou entraînant une régurgitation
modérée ou intense ou un « balancement » de la prothèse détecté par un examen, même en l’absence de
symptômes visibles, ou provoquant une anémie hémolytique
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3.37
pression artérielle moyenne
moyenne arithmétique temporelle de la pression artérielle au cours d’un cycle (3.15)
3.38
différence de pression moyenne/gradient de pression moyenne
moyenne arithmétique temporelle de la différence de pression de part et d’autre d’une prothèse
valvulaire (3.28) au cours de la période de pression différentielle positive du cycle (3.15)
3.39
dysfonctionnement non structurel de valve
anomalie extrinsèque à la prothèse valvulaire (3.28) engendrant une sténose, une régurgitation et/ou
une anémie hémolytique
3.40
obturateur/ailette
composant qui empêche le reflux
3.41
hauteur de profil de la partie d’écoulement
distance maximale sur laquelle la prothèse valvulaire (3.28) peut pénétrer axialement dans la
partie d’écoulement en position ouverte ou fermée (la plus grande valeur étant retenue), mesurée à
partir de la structure de la valve conçue pour s’apparier avec la partie supérieure (côté atrial ou
aortique/pulmonaire) de l’anneau valvulaire du patient
3.42
pannus
prolifération tissulaire sur la prothèse valvulaire (3.28) qui peut interférer avec le fonctionnement normal
3.43
volume de fuite paravalvulaire
partie du volume de fuite (3.33) qui est associée à la fuite autour de la prothèse valvulaire fermée au
cours d’un seul cycle (3.15)
3.44
hauteur de profil
dimension axiale maximale d’une prothèse valvulaire (3.28) en position ouverte ou fermée, la plus
grande valeur étant retenue
3.45
endocardite de prothèse valvulaire
toute infection sur une prothèse valvulaire déterminée lors d’une réintervention, d’une autopsie ou
d’après les critères d’endocardite de Duke
3.46
valve de référence
prothèse valvulaire (3.28) bénéficiant d’une expérience clinique connue qui est utilisée pour des
évaluations précliniques et cliniques comparatives
3.47
fraction de régurgitation
volume de régurgitation (3.48) exprimé en pourcentage du volume d’écoulement vers l’aval (3.26)
3.48
volume de régurgitation
volume de fluide qui reflue au travers d’une prothèse valvulaire (3.28), dans le sens inverse, au cours
d’un cycle (3.15) et qui est la somme du volume de fermeture (3.10) et du volume de fuite (3.33)
Note 1 à l’article: Voir Figure 1.
3.49
prothèse valvulaire chirurgicale rigide
prothèse valvulaire chirurgicale (3.62) dont le ou les obturateurs (3.40) et l’anneau de l’orifice ne sont pas
flexibles dans les conditions physiologiques
3.50
risque
combinaison de la probabilité d’occurrence d’un dommage et de sa gravité (3.55)
[SOURCE: ISO 14971, 2.16]
3.51
analyse du risque
utilisation systématique des informations disponibles pour identifier les phénomènes dangereux et
estimer les risques (3.50) associés
[SOURCE: ISO 14971, 2.17]
3.52
appréciation du risque
processus englobant une analyse du risque (3.51) et une évaluation du risque
[SOURCE: ISO 14971, 2.18]
3.53
débit quadratique moyen vers l’aval
(RMS forward flow en anglais)
racine carrée de l’intégrale du volume du flux sinusoïdal au carré pendant l’intervalle de pression
différentielle positive de la phase d’écoulement vers l’aval utilisée pour calculer la valeur AEO
Note 1 à l’article: Définir l’intervalle de temps pour le mesurage du débit et de la pression comme période de
pression positive de l’intervalle d’écoulement vers l’aval pour le calcul de la valeur AEO donne des résultats
répétables et cohérents permettant la comparaison avec les exigences de performance minimales du dispositif.
Note 2 à l’article: Ce débit est calculé à l’aide de l’équation suivante:
t
qt() dt
V
∫
t
q =
V
RMS
tt−
où
est le débit quadratique moyen vers l’aval pendant la période de pression différentielle
q
V
RMS
positive;
est le flux instantané au temps (t);
qt()
V
t est le temps au début de la période de pression différentielle positive;
t est le temps à la fin de la période de pression différentielle positive.
Note 3 à l’article: L’utilisation de q se justifie par le fait que la différence de pression instantanée est
V
RMS
proportionnelle au carré du débit instantané et que c’est la différence de pression moyenne (3.38) qui est requise.
Note 4 à l’article: Voir Figure 2.
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Légende
1 pression aortique
2 pression du ventricule gauche
3 débit aortique
X temps (s)
Y pression (mmHg) et débit (l/min)
a
Plage de pression positive.
b
Plage q .
V
RMS
Figure 2 — Représentation schématique de la période de pression positive d’un intervalle
d’écoulement aortique vers l’aval
3.54
sécurité
absence de risque inacceptable
[SOURCE: ISO 14971, 2.24]
3.55
gravité
mesure des conséquences possibles d’un phénomène dangereux
[SOURCE: ISO 14971, 2.25]
3.56
débit cardiaque simulé
produit du volume d’écoulement vers l’aval (3.26) par la fréquence cardiaque
3.57
niveau d’assurance de la stérilité
NAS
probabilité de présence d’un seul micro-organisme viable sur un produit après la stérilisation (3.58)
Note 1 à l’article: Le terme NAS prend une valeur quantitative, généralement 10−6 ou 10−3. Si l’on applique cette
valeur quantitative à l’assurance de la stérilité, un NAS de 10-6 a une valeur inférieure mais offre une meilleure
assurance de stérilité qu’un NAS de 10-3.
[SOURCE: ISO/TS 11139, 2.46]
3.58
stérilisation
procédé validé utilisé pour obtenir un produit exempt de micro-organismes viables
Note 1 à l’article: Dans un procédé de stérilisation, le taux d’inactivation microbienne est exponentiel; par
conséquent, la survie d’un micro-organisme sur une unité individuelle peut être exprimée en termes de
probabilité. Cette probabilité peut être réduite à un nombre très faible, mais elle ne peut jamais être nulle.
Note 2 à l’article: Voir 3.57
[SOURCE: ISO/TS 11139:2006]
3.59
volume d’éjection
SV
volume de sang pompé par un ventricule lors d’une contraction
3.60
détérioration structurelle de la valve
modification du fonctionnement d’une prothèse valvulaire (3.28) résultant d’une anomalie intrinsèque
entraînant une sténose ou une régurgitation
Note 1 à l’article: Cette définition exclut toute infection ou thrombose de la prothèse valvulaire. Elle englobe les
modifications intrinsèques comme l’usure, la défaillance par fatigue, la fracture par fatigue, le détachement de
l’obturateur, la rupture de la suture des composants de la prothèse, la calcification, l’érosion par cavitation, la
déchirure d’ailette et le fluage du stent.
3.61
structure de support
composant d’une prothèse valvulaire (3.28) dans lequel le ou les obturateurs (3.40) sont logés (par
exemple: stent, cadre, logement)
3.62
prothèse valvulaire chirurgicale
prothèse valvulaire (3.28) nécessitant, en général, une visualisation directe et une circulation extra-
corporelle pour être implantée
3.63
durée systolique
systole
partie du cycle cardiaque correspondant à la contraction ventriculaire
Note 1 à l’article: Voir Figure 3.
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3.64
thrombo-embolie
événement embolique impliquant la formation d’un caillot en l’absence d’infection
Note 1 à l’article: La thrombo-embolie peut se manifester par un événement neurologique ou un événement
embolique non cérébral.
3.65
prothèse valvulaire implantée par transcathéter
prothèse valvulaire (3.28) posée au moyen d’un cathéter et dont l’implantation, en règle générale, ne
nécessite pas une visualisation directe et implique un cœur qui bat
3.66
volume de fuite transvalvulaire
composante du volume de fuite (3.33) qui est associée à la fuite par la prothèse valvulaire fermée au
cours d’un seul cycle (3.15)
Figure 3 — Diagramme de Wiggers montrant les différents événements d’un cycle cardiaque
3.67
utilisabilité
caractéristique de l’interface utilisateur permettant d’obtenir efficacité, rendement, facilité
d’apprentissage par l’utilisateur et satisfaction de l’utilisateur
4 Abréviations
Pour les besoins du présent document, les abréviations suivantes s’appliquent.
AE Événement indésirable
FA Fibrillation atriale
AWT Essai d’usure accélérée
BSA Surface corporelle
ECG Électrocardiogramme
AEO Aire efficace de l’orifice
FEA Analyse par éléments finis
IEC International Electrotechnical Commission
IFU Notice d’utilisation
IOD Diamètre de l’orifice interne
LV Ventricule gauche, ventriculaire gauche
MAP Pression artérielle moyenne
IRM Imagerie par résonance magnétique
RV Ventricule droit, ventriculaire droit
5 Exigences fondamentales
Le fabricant doit déterminer, à chaque étape du cycle de vie du produit, l’acceptabilité du produit pour
une utilisation clinique.
6 Description du dispositif
6.1 Utilisation prévue
Le fabricant doit identifier la ou les conditions physiologiques à traiter, la population de patients cible,
les événements indésirables possibles et les déclarations prévues.
6.2 Données de conception
6.2.1 Spécifications opérationnelles
Le fabricant doit définir les spécifications opérationnelles du dispositif, notamment les principes de
fonctionnement, la voie d’abord/le procédé de pose du dispositif prévu, la durée de vie attendue, la durée
de stockage, les spécifications pour le transport/stockage et l’environnement physiologique pour le
fonctionnement prévu. Le fabricant doit définir avec soin tous les paramètres dimensionnels pertinents
qui seront nécessaires pour sélectionner correctement la taille du dispositif à implanter. Le Tableau 1
et le Tableau 2 définissent les paramètres physiologiques attendus de la population de patients adultes
prévue pour les prothèses valvulaires implantées dans des conditions normales et pathologiques.
Se reporter à l’Annexe E pour connaître les Lignes directrices d’essai in vitro pour des dispositifs
pédiatriques.
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6.2.2 Spécifications des performances
Le fabricant doit établir (définir, documenter et mettre en œuvre) les exigences de performances
cliniques du dispositif et les spécifications de performances correspondantes du dispositif pour
l’utilisation prévue et les revendications associées au dispositif. Les spécifications de performances
spécifiques sont données dans l’ISO 5840-2 et l’ISO 5840-3.
6.2.3 Mode opératoire d’implantation
Le système entier doit offrir aux utilisateurs visés la possibilité d’effectuer de façon sûre et efficace
toutes les tâches préopératoires, peropératoires et postopératoires requises et d’atteindre tous
les objectifs souhaités. Il doit comprendre tous les autres outils et accessoires du dispositif que les
utilisateurs concernés utiliseront pour effectuer le mode opératoire.
NOTE Pour obtenir des préconisations sur la façon de déterminer et d’établir les attributs de conception se
rapportant à l’utilisation du système afin de mener le mode opératoire d’implantation, voir l’IEC 62366.
Tableau 1 — Environnement de fonctionnement des prothèses valvulaires pour le côté gauche
du cœur — Population adulte
Paramètre État général
Milieu environnant Cœur humain/sang humain
Température De 34 °C à 42 °C
Fréquence cardiaque De 30 bpm à 200 bpm
Débit cardiaque De 3 l/min à 15 l/min
Volume d’écoulement vers
De 25 ml à 100 ml
l’aval
Pression différentielle de crête de part et
Pressions artérielles et
Pression artérielle Pression
d’autre
charges de pression consécu-
systolique artérielle
de la valve fermée
tives
de crête diastolique
selon l’état du ΔP aortique ΔP mitrale
A M
mmHg mmHg
patient
mmHg mmHg
Normotension 120 80 100 120
Hypotension 60 40 50 60
Hypertension
Légère De 140 à 159 De 90 à 99 De 115 à 129 De 140 à 159
Modérée De 160 à 179 De 100 à 109 De 130 à 144 De 160 à 179
Sévère De 180 à 209 De 110 à 119 De 145 à 164 De 180 à 209
Très intense ≥ 210 ≥ 120 ≥ 165 ≥ 210
a
Pression différentielle de crête de part et d’autre de la valve aortique fermée estimée à l’aide de la relation suivante:
— ΔP ≈ pression associée à l’incisure dicrote, en se basant sur une pression LV de zéro ≈ Pression artérielle diastolique +
A
1/2(Pression artérielle systolique de crête – Pression artérielle diastolique).
— Pression différentielle de crête de part et d’autre de la valve mitrale fermée jugée équivalente à la Pression artérielle
systolique de crête.
6.2.4 Emballage, étiquetage et stérilisation
Le système de prothèse valvulaire doit satisfaire aux exigences d’emballage, d’étiquetage et de
stérilisation présentées respectivement dans les Annexes B, C et D.
Le fabricant doit fournir suffisamment d’informations et de préconisations dans l’étiquetage pour
permettre une préparation appropriée du site d’implantation, une sélection exacte de la taille d’implant
appropriée et une implantation fiable de la prothèse valvulaire.
6.3 Résultats de conception
Le fabricant doit établir (c’est-à-dire définir, documenter et mettre en œuvre) une spécification complète
du système de prothèse valvulaire, notamment les spécifications des composants, de l’assemblage, le
système de pose (le cas échéant), les accessoires, l’emballage et l’étiquetage. En plus des composants
physiques du système de prothèse valvulaire, il convient de considérer le mode opératoire d’implantation
lui-même comme un élément important d’une thérapie sûre et efficace par prothèse valvulaire.
Tableau 2 — Environnement de fonctionnement des prothèses valvulaires pour le côté droit du
cœur — Population adulte
Paramètre État général
Milieu environnant Cœur humain/sang humain
Température De 34 °C à 42 °C
Fréquence cardiaque De 30 bpm à 200 bpm
Débit cardiaque De 3 l/min à 15 l/min
Volume d’écoulement vers
De 25 ml à 100 ml
l’aval
Pression différentielle de crête de part et
Pression
Pressions artérielles et
Pression systolique a
d’autre de la valve fermée
diastolique
charges de pression consé-
de crête
de l’artère
cutives ΔP ΔP
P T
du ventricule droit
pulmonaire
selon l’état du pulmonaire Tricuspide
mmHg
patient
mmHg
mmHg mmHg
Normotension De 18 à 35 De 8 à 15 De 13 à 25 De 18 à 35
Hypotension 15 5 10 15
Hypertension
Légère De 40 à 49 De 15 à 19 De 28 à 34 De 40 à 49
Modérée De 50 à 59 De 20 à 24 De 35 à 42 De 50 à 59
Sévère De 60 à 84 De 25 à 34 De 43 à 59 De 60 à 84
Très intense ≥ 85 ≥ 35 ≥ 60 ≥ 85
a
Pression différentielle de crête de part et d’autre de la valve pulmonaire fermée estimée à l’aide de la relation suivante:
— ΔP pression approximative associée à l’incisure dicrote, en se basant sur une pression RV de zéro, soit approximativement
P
la Pression diastolique de l’artère pulmonaire + 1/2 (Pression systolique de crête du ventricule droit – Pression diastolique
de l’artère pulmonaire).
— Pression différentielle de crête de part et d’autre de la valve tricuspide fermée jugée équivalente à la Pression systolique
de crête du ventricule droit.
6.4 Transfert de la conception (vérification/validation de la fabrication)
Le fabricant doit générer un organigramme qui identifie les opérations du procédé de fabrication
et les étapes d’inspection. L’organigramme doit intégrer tous les composants et matériaux de
fabrication importants.
Dans le cadre du processus de gestion des risques, le fabricant doit établir les mesures de contrôle et les
conditions de procédé nécessaires pour garantir que le dispositif est sûr et adapté à l’utilisation prévue.
Le dossier de gestion des risques doit identifier et justifier les activités de vérification nécessaires pour
démontrer l’acceptabilité des plages de procédé choisies.
Le fabricant doit établir la pertinence de la fabrication à grande échelle en validant le procédé de
fabrication. Le fabricant doit valider tous les procédés spéciaux et tous les logiciels de procédé et
documenter les résultats de la validation.
NOTE Voir l’ISO 13485.
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6.5 Gestion des risques
Le fabricant doit définir et mettre en œuvre un programme de gestion des risques selon l’ISO 14971.
7 Essais et analyse pour la vérification de la conception / validation de la
conception
7.1 Exigences générales
Le fabricant doit effectuer des essais de vérification pour démontrer que les spécifications du dispositif
engendrent un système de prothèse valvulaire conforme aux spécifications de conception (résultats
de conception conformes aux données de conception). Le fabricant doit établir les essais relatifs aux
phénomènes dangereux identifiés par l’analyse des risques. Les protocoles doivent identifier l’objectif,
la préparation, l’équipement d’essai (spécifications, étalonnage, etc.), les conditions d’essai (avec une
justification de l’adéquation aux conditions de fonctionnement in vivo attendues du dispositif), les
critères d’acceptation et les quantités d’échantillons soumises à essai.
Le fabricant doit valider la conception du système de prothèse valvulaire.
7.2 Évaluation in vitro
Se reporter aux Annexes suivantes pour les évaluations in vitro:
— Annexe F: Procédures statistiques lors de l’utilisation des critères de performance in vitro;
— Annexe G: Exemples et définitions de certaines propriétés physiques et matérielles des systèmes de
prothèse valvulaire;
— Annexe H: Exemples de normes applicables aux essais des matériaux et composants des systèmes de
prothèse valvulaire;
— Annexe I: Propriétés mécaniques des matériaux de la structure de support, à l’état brut et après
conditionnement;
— Annexe J: Évaluation de la corrosion;
Les exigences spécifiques relatives aux évaluations in vitro sont données dans l’ISO 5840-2 et
l’ISO 5840-3.
7.3 Évaluation préclinique in vivo
Un programme d’essai préclinique in vivo doit être conduit de manière à traiter les caractéristiques
du système de prothèse valvulaire, de mise en place et d’imagerie, ainsi que les questions de sécurité
et de performance. Il convient de fonder la conception du programme préclinique sur une évaluation
de la gestion des risques. Les exigences précliniques spécifiques sont données dans l’ISO 5840-2 et
l’ISO 5840-3.
7.4 Investigations cliniques
Pour les nouvelles conceptions de valves cardiaques, une étude clinique doit être réalisée selon la série
ISO 5840. Pour modifier une valve existante, il faut procéder à une étude clinique en se fondant sur
les résultats d’une appréciation du risque qui évalue la modification. L’étude clinique doit être réalisée
selon l’ISO 14155.
S’il est déterminé que l’étude clinique n’est pas requise, cette décision doit être justifiée dans le fichier
de gestion des risques. Se reporter aux textes suivants pour les évaluations cliniques:
— Annexe K: Protocole échocardiographique;
— l’ISO 5840-2 et l’ISO 5840-3 pour les exigences spécifiques à l’étude clinique.
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Annexe A
(informative)
Justification des dispositions de la présente partie de l’ISO 5480
A.1 Justification de la méthode basée sur le risque
Le fait de fonder la présente partie de l’ISO 5840 sur la gestion des risques se justifie par le fait que le
modèle traditionnel fondé sur les exigences ne peut pas suivre le rythme de l’innovation technologique.
Avec le modèle basé sur les exigences, les fabricants doi
...