用于环锚固的自膨胀瓣膜的经心尖递送的系统和方法 本申请根据35 U.S.C.§119(e)要求2006年12月6日提交的美国临时申请60/868,891的优先权，并且将其通过引用而整个结合在此。
【发明领域】
本发明涉及一种可以通过脉管系统经皮递送的假心瓣膜和有关展开系统，以及用于递送其的方法。
【发明背景】
当前，有缺陷心瓣膜的替换通常通过以下方法进行：打开胸，将患者置于体外循环或外周主动脉-静脉心脏辅助之下，暂时使心脏停止，手术打开心脏，切除有缺陷瓣膜，然后在它的位置中植入假瓣膜。Carpentier的美国专利4,106,129描述了一种具有用于外科植入的顺应性口环(orificering)的生物假体心脏瓣膜。该程序通常需要延长的患者住院治疗，以及拖延的并且经常疼痛的恢复。它还显示了高深的复杂性以及显著的成本。
为了解决与开心植入相关的危险，已经设想了用于通过较小侵入性工具替换心瓣膜的器件和方法。例如，法国专利申请99 14462示例了一种通过经皮途径用外周瓣方法切除有缺陷心脏瓣膜的技术和器件。国际申请(PCT)WO 93/01768和WO 97/28807，以及Sterman等的美国专利5,814,097、Stevens的美国专利5,370,685和Stevens的美国专利5,545,214，示例了不是非常侵入性的技术以及用于执行这些技术的器具。
Moulopoulos的美国专利3,671,979和Boretos的美国专利4,056,854描述了一种用于紧邻有缺陷心脏瓣膜植入的由导管安装的人造心脏瓣膜。这些假体在本质上都是暂时的，并且需要继续连接到导管上，用于随后的瓣膜假体的重新定位或移去，或用于随后的瓣膜激活。
关于替换心脏瓣膜的定位，已经提出了将该瓣膜附着在支撑体上，所述支撑体具有当前称为支架(stent)的丝或丝的网络形式的结构。该支架支撑体可以径向收缩，使得经由导管可以将它经皮引入到患者体内，并且它可以展开以致于一旦它被定位在期望的靶部位，它就径向膨胀。Ersek的美国专利3,657,744公开了一种圆筒状的、由支架支撑的、三-小叶、组织、心脏瓣膜，其可以使用伸长的工具通过脉管系统的一部分递送。支架在递送到靶场所之前被安装到膨胀工具上，在所述靶场所，所述支架和瓣膜膨胀到位。新近地，Andersen的美国专利5,411,552还示例了一种该类型的技术。在Andersen的专利中，由支架支撑的组织瓣膜可经皮递送到原生心脏瓣膜部位，以使用气球或其它膨胀器件展开。已经对开发一种使用记忆材料如镍钛诺(Nitinol)的可自膨胀的由支架支撑的瓣膜进行了努力。
设计用于将心脏瓣膜定位的由支架支撑的系统，对于将自靶瓣膜部位的迁移最小化，引入了变化程度的不确定性。没有适当地锚固在适当的位置以抵挡持续变化的管壁直径以及通过其的湍动的血液流动的力地心瓣膜，可能本身移位，或以其它方式变得失效。特别地，已知的支架没有显示适于这样的位置，在所述位置中，在瓣膜环位置的近侧和/或远侧的心壁加宽。此外，在切除原生瓣膜后余下的原生心环可能阻碍这些支架的定位。这些已知的系统还在一些情况下产生与替换瓣膜的封闭质量有关的问题。实际上，现有心环可能具有变化的不规则度和钙化度的表面，其不仅降低此环对支架的支撑质量，还作为瓣膜和该环之间的泄漏源。而且，在支撑体展开以后，这些系统可能根本不能再移动，即使它们的位置不是最佳的。此外，如由Andersen所述的在带支架的(stented)瓣膜上使气球膨胀可能使瓣膜受损伤，尤其是在瓣膜由脆性材料如活组织或以前的活组织制成的情况下。
而且，现有技术仍然被认为不完全令人满意并且能够被改进。特别地，这些技术的一些具有涉及在任何情况下都将患者置于体外循环或外周主动脉-静脉心脏辅助之下以及暂时停止心脏的问题；它们难以实现；考虑到假瓣膜的后期校准，它们不允许对按照其进行天然瓣膜切割的直径的精确控制；它们导致天然瓣膜碎片(其经常钙化)扩散到机体中的危险，这可以导致栓塞以及主动脉壁或心壁穿孔的危险；它们另外诱导在切除天然瓣膜过程中的急性血液回流的危险，以及在植入具有例如气球可膨胀支架的器件过程中的血液流动阻塞的危险。
发明概述
本发明的一个目的是一种用于替换有缺陷原生瓣膜的假瓣膜组装体，所述假瓣膜组装体包括在可膨胀假体框架上支撑的替换瓣膜。该瓣膜可以使用采用递送导管的胸腔镜检查或其它限制途径方法，经腔地(transluminally)或经心肌地(transmyocardially)递送。优选地，相对于原生瓣膜环进行所述瓣膜的初始部分膨胀，以在所述的瓣膜的余下部分膨胀时提供瓣膜的适当锚固和定位。该瓣膜可以使用退行或前进方法递送。在使用退行方法递送时，可以使用具有后拉鞘(pull-back sheath)的递送导管，而前进递送优选用具有推进鞘(push-forward sheath)的递送导管进行，其首先释放瓣膜的近端。
在另一个实施方案中，提供一种用于递送可自膨胀的心脏瓣膜的方法，所述方法包括：使包括近侧导管体、限制鞘以及具有可膨胀近端和可膨胀远端的折叠的假瓣膜的瓣膜递送导管接近心瓣膜的流入侧，其中所述心瓣膜包括瓣膜口、瓣膜环和多个瓣膜小叶；跨越瓣膜口定位假瓣膜；相对于瓣膜小叶膨胀假瓣膜的近端；和在膨胀假瓣膜的近端以后，膨胀假瓣膜的远端。该方法可以进一步包括向远侧推动限制鞘并且暴露假瓣膜的近端。该方法可以进一步包括推动导管体通过假瓣膜并且接触限制鞘。该方法可以进一步包括在导管体与限制鞘保持接触的同时，从假瓣膜牵拉导管体和限制鞘。
在一个实施方案中，提供一种替换心瓣膜系统，所述替换心瓣膜系统包括：递送导管，所述递送导管包括导管体、附着到导管体的远端的保持结构和可移动地连接到导管体的远端的限制鞘；和可膨胀心脏瓣膜，所述可膨胀心脏瓣膜可折叠到限制鞘中，并且连接到在可膨胀心脏瓣膜的流出端的递送导管的保持结构；其中所述限制鞘包括配置为限制可膨胀心脏瓣膜的近侧封闭位置以及暴露可膨胀心脏瓣膜的至少一部分的远侧暴露位置。该替换心瓣膜系统可以进一步包括在递送导管上相对于限制鞘在近端的的锥形段(taper segment)。该限制鞘可以进一步包括暴露保持结构的释放位置。
本发明的目的是经腔地提供假瓣膜组装体，其包括用于阻止在递送到体内的期望位置时假瓣膜的大幅度迁移的特征。本发明旨在补救这些显著问题。本发明的另一个目的是提供一种支撑体，所述支撑体在替换瓣膜定位时，使得可以消除由自然钙化、变厚和硬结的原生瓣膜片或瓣膜切除以后的瓣膜片的残留物所致的问题。本发明的再一个目的是提供一种支撑体，所述支撑体即使在现有心环(cardiac ring)具有变化的不规则度和/或变化的钙化度的表面的情况下，也使得可以完成替换瓣膜的封闭。本发明的另一个目的是提供一种器件，所述器件可以使其本身适于局部解剖结构(即，环、次环区、窦-管接合部的变化的直径)，并且保持瓣膜假体的已知直径以使功能和耐久性最佳。本发明还具有的目的是提供一种支撑体，所述支撑体的位置在植入时，如果必要，可以调节和/或纠正。
本发明是一种假体，所述假体包括在以丝或多根丝形式的可自膨胀支架上支撑的组织瓣膜，其可以径向收缩，使得可以将支撑体-瓣膜组装体经由导管引入到患者体内，并且其可以被展开成允许将该结构接合到要布置所述瓣膜的部位的壁。在一个实施方案中，瓣膜被整个地支撑在中心的、可自膨胀的带内。假瓣膜组装体还包括近侧锚固体(anchor)和远侧锚固体。在一个实施方案中，锚固体包括连接到中心带的不连续的可自膨胀带，使得整个组装体一致地到位，以更自然地与解剖结构符合。
瓣膜可以由生物材料如动物或人瓣膜或组织制成，或由合成材料如聚合物制成，并且包括环、小叶和连合点。瓣膜附着到具有例如缝线(suture)的瓣膜支撑带上。该缝线可以是生物相容的线、塑料、金属或粘合剂如氰基丙烯酸酯。在一个实施方案中，瓣膜支撑带由以锯齿状形式弯曲以形成圆筒体的单根丝制成。备选地，瓣膜支撑带可以由彼此交织的多根丝制成。该丝可以由不锈钢、银、钽、金、钛或任何适合的组织或生物相容的塑料如ePTFE或Teflon制成。瓣膜支撑带在它的端部可以具有线圈(loop)，从而可以将瓣膜支撑带在它的上端附着到上锚固体带，并且在它的下端附着到下锚固体带。连系物(link)可以由例如不锈钢、银、钽、金、钛、任何适合的塑料材料或缝线制成。
假瓣膜组装体在它的中心轴周围可压缩，使得它的直径可以从膨胀位置减小到压缩位置。可以将假瓣膜组装体以它的压缩位置装载到导管上，并且因此保持在适当的位置。一旦被装载到导管上并且保持在压缩位置中，就可以将假瓣膜组装体经腔地递送到体内的期望场所，例如心脏内的有缺陷瓣膜。一旦被适当地定位在体内，就可以操纵导管释放假瓣膜组装体并且允许它进入到它的膨胀位置中。在一个实施方案中，导管包括调节钩，使得可以将假瓣膜组装体在体内部分释放和膨胀，并且移动或以其它方式调节到最终的期望场所。在最终的期望场所，可以将假瓣膜组装体从导管全部释放并且膨胀到它的完全膨胀位置。一旦将假瓣膜组装体从导管完全释放并膨胀，就可以将导管从身体移去。
考虑其它的实施方案。在一个这样的备选实施方案中，该结构包括轴向瓣膜支撑部，其具有以丝的形式或以丝的网络的形式的结构，适于接收安装在其上的替换瓣膜，并且适于支撑在移去有缺陷原生瓣膜以后余下的心环。该实施方案可以进一步包括至少一个轴向楔合部，其具有与所述轴向瓣膜支撑部的结构不同的以丝的形式或以丝的网络的形式的结构，并且所述轴向楔合部的至少一部分具有在展开时大于或小于所述展开的轴向瓣膜支撑部的直径的直径，使得此轴向楔合部或锚固体适于支撑邻接所述现有心环的壁。该实施方案优选进一步包括用于连接所述两个部分的至少一根丝，该单根丝或多根丝在多个点处以不妨碍所述轴向部分根据它们各自直径展开的方式连接到这些部分。因而，该实施方案提供了以至少两个轴向部分的形式的支撑体，所述两个轴向部分在它们的结构方面相互个性化，并且通过至少一根丝以局部方式连接；其中该丝或这些丝不妨碍具有瓣膜的轴向部分的可变展开以及一个或多个轴向楔合部或锚固体的可变展开。锚固体可以在远侧或在近侧定位。
在轴向瓣膜支撑部中的以丝的形式或以丝的网络的形式的结构的存在允许了该瓣膜和该结构的极好组装，并且该轴向部分的形状以及直径可以适于在最佳的条件下支撑现有心环。具体地，此轴向瓣膜支撑部可以具有膨胀的径向力，从而它将自然钙化的瓣膜片或瓣膜切除以后的瓣膜片的残留物推回(“冲击”)到下面的组织之上或之中，使得这些因素不构成对替换瓣膜的定位的妨碍，并且还允许了较大的口面积。如以下示例的，此结构还使得可以支撑任选锚固工具和/或用于封闭在现有心环和替换瓣膜之间的空间的任选封闭工具。
每一个锚固体部分的构型可以适于在最佳的条件下支撑位于接近现有心环处的心壁。具体地，该锚固体部分可以具有拥有大于轴向瓣膜支撑部的直径的不变直径的管状形状，或其直径随距所述轴向瓣膜支撑部的距离而增加的截锥的形式。通过将至少一个锚固体部分附着到轴向瓣膜支撑部，假瓣膜组装体呈现了非圆筒状或超环面(toroidal)的构造。该非圆筒状构造在假瓣膜组装体的两端提供了增加的径向膨胀力和增加的直径，这可以收紧瓣膜组装体和周围组织结构之间的配合。来自非圆筒状构造的较紧配合可以有利地增加假体的锚固和封闭特征。轴向瓣膜支撑部本身也可以是非圆筒状的。
优选地，圆筒状支撑体具有以至少两个部分的形式的轴向瓣膜支撑部，其至少一个适于支撑瓣膜，并且其至少另一个适于将原生瓣膜片或瓣膜切除以后的原生瓣膜片的残留物推回到邻近组织之中或之上，以使得该区域能够接收圆筒状支撑体。此轴向瓣膜支撑部消除了由这些瓣膜或替换瓣膜定位时的心环部分产生的问题。通过冲击或者在壁中或者在它的附近的所有或部分瓣膜组织，此轴向瓣膜支撑部的径向力有效保证了更能接收瓣膜支撑轴的更加规则的表面。它还保证了与壁的更好连接，同时降低假体周围泄漏的危险。此外，这种结构允许瓣膜将直径保持在预定范围内，以保证充分的接合性(coaptivity)并且避免显著的泄漏。
上述保持瓣膜直径在预定范围之内的具体方法涉及控制假体的膨胀直径的一般概念。假体的一部分达到的直径是对作用于该假体的所述部分的径向向内力与径向膨胀力的函数。当这些力的净总和等于零时，假体的一部分将达到它的最终直径。因而，通过解决径向膨胀力、径向向内力或两者的组合，可以解决对假体直径的控制。对径向膨胀力的改变通常以直径依赖的方式发生，并且可以外在地或内在地发生。通过使用对抗假体的内在径向膨胀力的结构约束物(restraints)，可以外在地发生对进一步膨胀的抵抗，或通过改变膨胀力，使得它不超过预定直径膨胀，可以内在地发生对进一步膨胀的抵抗。之前提及的第一种方法涉及将膨胀外在地控制到预定直径，以保证接合性。在配置用于控制直径的一个实施方案中，通过沿支撑结构的圆周的至少一部分提供的径向约束物，可以保证该支撑结构的至少一部分的最大直径。该径向约束物可以包含接合支撑结构的丝、线或袖口(cuff)。该约束物可以通过结、缝线或粘合剂附着到支撑结构，或可以与支撑结构整体成形。径向约束物还可以在支撑结构的制造过程中与支撑结构整体成形。径向约束物的构造将取决于必需的约束力以及用于假体的具体支架结构。还考虑了包含机械止动件系统的径向约束物。机械止动件系统利用支撑结构的圆周和支撑结构的长度之间的相反关系。当支撑结构径向膨胀时，支撑结构的纵向长度将通常收缩或压缩，因为在径向膨胀过程中，大体纵向取向的支撑结构的丝变成圆周取向。通过限制支撑结构可以在纵向方向上压缩的距离，或支撑结构丝重新取向的角度，进而可以将径向膨胀限制到最大直径。径向约束物可以包含在支撑结构上的多个突出体，其中当支撑结构膨胀到期望直径时，所述突出体邻接或形成相对于支撑结构的另一个部分的机械止动件。
在配置用于内在地控制支撑体的一部分的膨胀直径的一个实施方案中，瓣膜支撑体的径向膨胀力可以配置为施加至高达预定直径。这可以通过使用某些金属合金如镍钛或镍钛诺的形状记忆效应来实现。当镍钛诺材料暴露于体温时，它将从压缩直径膨胀到它的最初直径。在镍钛诺假体膨胀时，它将施加随着假体膨胀接近于它的最初直径而减小的径向膨胀力，从而在达到它的最初直径时达到零径向膨胀力。因而，形状记忆合金如镍钛诺的使用是提供内在径向约束物的一种方法。在压缩过程中弹性变形的非形状记忆材料在允许返回到它的最初形状时也将显示出与直径有关的膨胀力。
尽管形状记忆和非形状记忆基材料两者都可以提供在达到它们的最初形状时达到零的直径依赖的膨胀力，但是通过改变用于配置支撑体或假体的丝或结构的粗度，可以进一步更改施加的力的程度。假体可以配置有较粗的丝，以提供较大的膨胀力以抵抗例如位于原生瓣膜部位的较大径向向内力，但是当所述假体到达它的预定直径时，所述较大的膨胀力仍将减小至零。对丝粗度的改变不需要在全部支撑体或假体上均匀发生。丝粗度可以在支撑体或假体的不同圆周之间，或在丝结构的直部和弯曲部之间变化。
控制之前所述的直径的另一种方法是改变或抵抗作用于支撑体或假体的径向向内或反冲力。反冲力是指阻止瓣膜支撑体保持期望膨胀直径的作用于瓣膜组装体的任何径向向内力。反冲力包括但不限于由周围组织施加的径向向内力以及由瓣膜支撑体的弹性变形引起的力。对抗或减小反冲力有助于保证将支撑结构展开到期望直径。
还考虑了使反冲基本上最小化的工具。这种工具可以包括这样的特征，例如与支撑结构成为整体以限制反冲的机械止动件。通过当支撑结构膨胀到它的预定直径时在机械止动件和支撑结构的另一部分之间形成干涉配合(interference fit)，支撑结构可以抵抗折叠至较小直径，并且进一步抵抗超出预定直径的膨胀。该干涉配合可以包括插入齿(intercalatingteeth)构造或插销(latch)机构。备选地，可以将单独支架应用到心环的腔，以通过使假体的一部分塑性变形而进一步推开原生瓣膜小叶或瓣膜残留物。除支撑结构以外，可以放置该单独支架，并且所述单独支架可以与支撑结构的至少一部分重叠。通过与支撑结构的一部分重叠，该单独支架可以减小作用于支撑结构的任何反冲力。还考虑的是，在引入本文中所述的瓣膜假体之前，可以将该单独支架应用到原生腔。另一个备选方案是将瓣膜组装体直径塑性形变超过它的屈服点，以便假体不返回到它的以前直径。
在假体的期望控制相对于周围组织的膨胀力的部分，多种用于控制直径的方法可以适于提供对膨胀力的期望控制。假体的部分可以包括用于锚固和封闭例如之前所述的轴向楔合部的区域。
特别地，为了支撑瓣膜，轴向瓣膜支撑部可以具有以拥有大幅度波动部的波动丝的形式的一部分，以及邻近所述具有大幅度起伏的部分的以拥有小幅度波动部的波动丝的形式的一部分，所述以拥有小幅度波动部的波动丝的形式的一部分具有相对大的径向力，以使得可以相对于通路的壁推动所述瓣膜组织，或将所述瓣膜组织推入到通路的壁中。优选地，根据本发明的一个实施方案的支撑体具有两个轴向楔合部，一个连接到所述瓣膜支撑部的轴向末端，而另一个连接到同一瓣膜支撑部的另一个轴向末端。因而这两个轴向楔合部使得可以将支撑体楔合在现有心环的两侧，并且因此使得可以完成支撑体在相对于治疗部位的两个相对方向上的楔合。必要时，例如，在其中具有瓣膜的通路具有动脉瘤的情况下，根据本发明的支撑体具有：轴向保持部，其适于以展开状态支撑通路的壁；和连接丝，例如以上所述的连接丝，其连接所述轴向瓣膜支撑部和所述轴向保持部，这些丝具有在植入以后距轴向瓣膜支撑部一定距离安置轴向保持部的长度。此距离允许将所述轴向保持部倚靠在与可能接近瓣膜存在的可能缺陷，特别是动脉瘤，无关的通路的壁的区域。还可以计算连接丝的长度，以阻止轴向保持部与冠状动脉的口接触。上述轴向部分(瓣膜支撑、楔合、保持部)可以具有以波动丝的形式，以锯齿状形式的结构，或优选以菱形网格形式的结构，所述网格部分在这些轴向部分的圆周方向并置。该最后结构允许了使得可以保证所述轴向部分完全倚靠在接收它们的壁上的适当的径向力。
如前所述，根据本发明的支撑体可以从可塑性变形的金属生产。用于支撑体定位的器具则包括气球，所述气球拥有具有预定直径的轴向部分，适于实现所述轴向瓣膜支撑部的展开，以及成形以在充气状态具有比要治疗的通路的横截面更大的横截面的至少一个轴向部分，以此方式产生放置在它上面的轴向楔合部的膨胀，直至该轴向楔合部遇到意欲接合的壁。根据本发明的此实施方案的支撑体还可以从可弹性变形的材料乃至具有形状记忆的材料如镍钛诺生产，有形状记忆的材料可以在与患者体温不同的温度径向收缩，并且在它的温度接近或达到患者体温时，恢复它的最初形状。
备选地，支撑体可以从可塑性变形的形状记忆材料制成，或可以部分从形状记忆材料制成并且部分从可塑性变形的材料制成。通过该实施方案，可以使支撑体，通过形状记忆或塑性变形，从收缩状态到达在收缩状态和全部展开状态之间的稳定的展开中间状态，然后分别通过塑性变形或形状记忆，从所述展开中间状态到达所述全部展开状态。在所述展开中间状态中，支撑体优选配置使得它保持相对要治疗的部位可移动。因而，可以使支撑体达到要治疗的部位，然后展开到它的中间状态；然后可以将它的位置可能地适应和/或纠正，然后使支撑体达到它的全部展开状态。可以塑性变形的形状记忆材料的一个实例可以是称为“马氏体镍钛诺(martensitic Nitinol)”类型的镍钛合金，其可以经由气球进行塑性变形。通过使用气球将该合金超过它的屈服点膨胀和加应力，可以发生塑性变形。已经经历自膨胀的假体的一部分通过气球的塑性变形还可以用于补偿发生的任何反冲。
有利地，根据本发明的支撑体具有一些适于插入到要治疗的部位的壁中的锚固工具，并且以在非活动位置和活动位置之间可移动的方式成形，在所述非活动位置，其不妨碍将支撑体引入到患者体内，在所述活动位置，其被插入到要治疗的部位的壁中。因而获得支撑体在该部位基本上完全的固定。具体地，该锚固工具可以以针的形式，并且可以被安装在缩回位置和径向突出位置之间的支撑体上。有利地，轴向瓣膜支撑部在它的外表面部位具有封闭工具，所述封闭工具被成形为吸收可能在现有心环或接近现有心环存在的表面不规则性。该封闭工具可以由从可压缩材料例如聚酯或与瓣膜相同的组织制成的外周壳或限定了一个室并且具有径向可膨胀结构的外周壳组成，该室能够接收充气流体(inflating fluid)，所述充气流体适于在引入到所述室中以后的预定延后时间以后固化。此封闭工具还可以包括可以在现有心环和轴向瓣膜支撑部之间施用的材料，所述材料能够在该施用以后的预定延后时间以后固化。特别地，在此情况下，该材料能够热活化，例如，经由激光，通过气球，或能够被预定频率的光发射活化，例如，经由紫外线激光，通过气球。所述封闭工具还可以在充气状态下具有线轴(spool)形状横截面的可充气插入物的形式存在，其可以被插入在现有心环和轴向瓣膜支撑部之间。所述线轴形状允许最大程度可能地与邻近不规则结构符合，并且提供了更好的封闭。
在本发明的一个实施方案中，考虑了药物流出组分。此组分包含表面涂层或结合到支撑结构的至少一部分的基质。药物流出对于本领域技术人员是熟知的。潜在药物可以包括但不限于抗生素、细胞抗增殖药和抗血栓药物。
还考虑了用于移去原生瓣膜的组装体和方法。具体地，本发明的目的在于，提供对瓣膜的切除和替换给出完全满意性的器件，同时允许在不需要开胸、停止心脏和/或打开心脏的情况下进行操作，并且阻止移去瓣膜的碎片进入到循环系统中的任何扩散。在一个实施方案中，组装体包括：(a)细长的支撑元件；(b)第一组细长刀片，其围绕所述细长元件的圆周布置，并且以绕轴旋转(pivoting)方式在它们的近侧纵向末端的部位连接到所述细长元件，每一个刀片在它的远侧纵向末端的部位具有尖锐的刀刃，并且配置为在折起(缩回)位置和展开(突出)位置之间相对于细长元件枢轴转动，在所述折起(缩回)位置，它们接近所述细长元件的壁，从而它们不妨碍所述器件在瓣膜所位于的身体通道，特别是主动脉中的引入和滑动，在所述展开(突出)位置，这些刀片以花冠的形式展开，从而它们的尖锐刀刃被彼此延伸放置，因而构成尖锐的圆形刀刃；(c)在远侧方向上相对于第一组刀片连续布置的第二组刀片；该第二组的刀片具有与所述第一组刀片的结构相同的结构，其中该第二系列刀片通过它们的远侧纵向末端连接到细长元件，并且其中每一个在它的近侧纵向末端的部位具有尖锐刀刃；(d)可以使所述第一和第二组的刀片从它们的缩回位置到达它们的突出位置的装置；(e)允许刀片组在隔开位置和贴紧位置之间相对彼此轴向地轴向移动的装置，在所述隔开位置，可以将一组刀片轴向地放置在天然瓣膜的一侧上，而将另一组刀片轴向地放置在此瓣膜的另一侧上，在所述贴紧位置，可以使两组刀片的尖锐圆形刀刃相互接触，以切除天然瓣膜。
使用此组装体的方法包括下列步骤：将组装体经皮引入到所述身体通道中，并且使用识别工具将组装体递送到其中第一和第二组的刀片在天然瓣膜的相对侧上隔开的位置。该方法可以另外包括，在主动脉瓣膜替换的情况下，将外周主动脉-静脉心脏辅助、体外循环的系统或血液泵放置在适当的位置，通过递送系统的中心从左心室(接近主动脉瓣膜)至主动脉(远离主动脉瓣膜)泵送血液，以促进血液流动，从而防止血液心脏中停滞。以下进一步描述血液流动泵的一个实施方案。在将该组装体定位在适当的位置以后，该方法另外包括将两组刀片的刀片展开；然后使该两组更接近，以切除瓣膜。这些刀片的构造使得可以在单个操作中实施此切割，从而使可能扩散到循环系统中的碎片的产生最小化。考虑到稍后的假瓣膜校准，该构造还可以精确控制根据其切割天然瓣膜的直径。然后可以将刀片缩回以放置假瓣膜。
假瓣膜可以从组装体不连续地展开，在此情况下，该方法可以包括移去组装体，然后分别展开假瓣膜。然而优选地，组装体包括具有可膨胀支撑结构的近侧假瓣膜，其可以占据接近用于通过身体通道传送的所述细长元件的壁的收缩位置，以及用于替换天然心瓣膜的膨胀位置。
在切除天然瓣膜以后，该方法另外包括将组装体在远侧方向上轴向滑动，以使假瓣膜到达通道中期望的位置，然后将假瓣膜支撑体膨胀到适当的位置。然后可以将组装体收回，回收切除的天然瓣膜。
优选地，细长支撑元件是管状导管，其允许在天然瓣膜的切除过程中血液通过其流动。此导管的通道的横截面可以足以使血液在泵的帮助或没有泵的帮助下通过此通道流动。切除程序过程中的连续血液流动可以限制或消除对将患者置于体外循环或外周主动脉-静脉心脏辅助之下的需要。该导管具有侧向远侧开口以允许将血液再加入到身体通道例如上行主动脉中，此开口被以这样的方式布置，使得通过血液的导管的长度尽可能短。备选地，导管可以具有小的直径以促进组装体在身体通道中的引入和递送，但是小的直径可能需要由外部辅助系统如体外循环系统或外周主动脉-静脉心脏辅助提供外周循环。
优选地，用于切除原生瓣膜的组装体包括远侧可充气气球，其放置在所述细长元件的外表面部位；其中所述气球配置为占据放气位置和膨胀位置，在所述放气位置，它的横截面使得它不妨碍组装体在身体通道内的引入和前进。该气球可以在所述组刀片在天然瓣膜的两侧上定位以后充气，以阻止在天然瓣膜切割过程中的血液回流。如果细长元件是导管，则此气球还可以使血液仅流过导管。一旦将假瓣膜定位，就将气球放气，以重建通过身体通道的血液流动。
用于切除原生瓣膜的组装体可以任选包括放置在细长元件的外表面上的由柔性材料制成的远侧过滤件。该过滤件配置使得它可以占据缩回位置或收缩位置。此过滤件起捕集由天然瓣膜的切除产生的可能碎片以从血液循环移去的作用。该组装体可以包括用于使所述组刀片相对于气球和/或从所述过滤件在轴向方向上移动的装置。
气球和任选的过滤件可以从组装体分开，安装在它们特有的细长支撑元件上。在对二尖瓣瓣膜手术的情况下，可以通过外周动脉途径将此气球或过滤件引入到主动脉中，并且将组装体本身通过外周静脉系统引入到心脏中，直至到达右心房，然后通过心房间间隔进入到左心房中，直至到达二尖瓣瓣膜的部位。假瓣膜可以有利地具有由具有形状记忆的材料，特别是称为“镍钛诺”的镍-钛合金制成的框架。同样的瓣膜可以具有由生物材料(保藏的动物或人瓣膜)或合成材料如聚合物制成的瓣膜小叶。当替换主动脉瓣膜时，组装体可以备选地以退行方式通过外周动脉(股动脉)引入，或通过静脉途径并且经间隔地(transseptally)(前进)引入。
用于布置假瓣膜的系统的一个实施方案可以包括可插入到导管的腔中的血液泵，其用于在植入程序过程中促进血液跨越原生瓣膜和植入部位流动。当导管跨越植入部位定位时，递送导管的近侧开口在植入部位的一侧上，而侧面远侧开口在植入部位的另一侧上。通过将血液泵插入到近侧小室和侧面远侧小室之间的导管腔中，在所述程序期间保持了跨越原生瓣膜和植入部位的血液流动。血液泵的一个实施方案包括通过轴连接到可逆发动机的旋转叶轮。在叶轮旋转时，可以在沿在近侧小室和侧面远侧小室之间的导管的纵轴的任一方向上产生血液流动，以提供跨越植入部位的血液流动。如果这样进行，所述泵可以在原生瓣膜切除步骤期间使用。
在本发明的一个应用中，假瓣膜可以通过下列方法植入：首先使外周地插入的导向丝通过例如静脉通路；经间隔地从右心房达到左心房，然后圈套(snaring)导向丝的远端并且使该远端通过动脉循环到达身体以外。该导向丝的布置提供了从静脉途径和动脉途径两者至植入部位的通路。通过提供至原生瓣膜的静脉通路，可以通过首先植入替换瓣膜然后通过静脉通路途径将原生瓣膜小叶径向推开，避免植入程序期间的大量瓣膜反流。
本发明的另一个实施方案包括假体框架，其包括多个结构构件，所述结构构件布置用于形成遍及框架的大体重复的小室图案的小室。在一个优选的实施方案中，结构构件是弯曲的，以将与框架膨胀相关的机械应力分配在结构构件的整个轴向长度，而非如采用具有直的结构构件的常规支架设计那样，将该应力集中在结构构件之间的接头。通过分配膨胀的机械应力，可以实现较大的膨胀比，同时减小与较大膨胀比相关的机械破坏的危险。假体框架的结构构件和小室构造可以在框架内的一个或多个特征上变化。在一个优选实施方案中，在具有较大膨胀直径的框架部分中提供了较大的小室尺寸，同时在具有较小膨胀直径的框架部分中提供了较小的小室尺寸。小室的不均一性可以由不同的小室尺寸、小室形状，以及小室壁构造和横截面显示。
在本发明的一个优选实施方案中，假瓣膜包括非圆筒状假体框架。非圆筒状框架形状可以用于改进假瓣膜在期望植入部位的锚固和/或取向。另外，假体框架可以具有一个或多个部分，所述一个或多个部分配置为膨胀到受限或预定直径，而非膨胀直至受到周围解剖结构限制。膨胀直径的控制提供了具有与周围解剖体无关的可再现构造的假体框架的一部分。在具有控制膨胀直径的框架中提高了瓣膜几何结构的再现性。
为了进一步保持对假体框架的一个或多个部分的膨胀直径的控制，通过提供具有弯曲外表面的支架可以减小来自假体框架的邻近部分的可变膨胀的机械效应，所述具有弯曲外表面的支架可以将由邻近框架部分施加的机械力分配到整个弯曲构造，并且减少可能是常规圆筒状框架形状具有的结果的任何局部变形。
假瓣膜的植入可以用本领域已知的现有导管和保持鞘设计进行。为了进一步促进这种器件的植入，还考虑了另外的递送导管特征。这些另外的特征包括双鞘收回控制(dual sheath withdrawal controls)以及成为整体的引入鞘，所述双鞘收回控制至少提供慢的鞘收回和快的鞘收回。还考虑的是，可以在导管或鞘壁中提供一个或多个纵向硬化元件，以增强递送系统的柱强度和控制，同时保留递送系统的可弯曲性。为了将导管的顶端导引到期望位置，可以在导管上提供近侧可控制的操纵丝，或备选地，可以将单独的圈套器(snare)用于接合并移动导管或导向丝朝向期望位置。
在包括可自膨胀假体框架的本发明的一个具体实施方案中，考虑的是，可以将该器件植入到具有经手术或经腔放置的现有假瓣膜的患者中。这种程序不能用气球-可膨胀假瓣膜进行，因为现有假瓣膜的刚性阻止了用于实现气球-可膨胀瓣膜的锚固的假瓣膜的适当的过膨胀。在没有过膨胀的情况下，一旦释放气球，假体框架趋于重新收紧或径向收缩，因而需要气球-可膨胀假体过膨胀，以实现期望的最终膨胀构造。
尽管采用用于治疗主动脉瓣膜病症的假瓣膜的实例描述了本发明的一些实施方案，但是也考虑了配置用于在其它心瓣膜或循环系统位置中使用的假体，包括但不限于在二尖瓣、肺和三尖瓣瓣膜位置的那些。还考虑了在多种先天性心畸形或其它循环系统病症的任何一种中的瓣膜植入，并且可以包括在主动脉根、上行主动脉、主动脉弓或下行主动脉中的瓣膜植入。还理解的是，可以将普通假体框架和瓣膜结合到其它类型的医疗器件中，例如用于腹主动脉动脉瘤的血管移植物。
在一个实施方案中，提供一种假瓣膜组装体，其包括具有第一或第二末端并且具有缩小和膨胀构造的假体框架，所述框架包括接近所述第一末端的第一区、接近所述第二末端的第二区以及它们之间的第三区，所述这些区相对彼此轴向定位，其中第一区的完全膨胀直径与第二区的完全膨胀直径不同；和接合到假体框架的瓣膜。瓣膜可以主要由第三区支撑。第三区的完全膨胀直径可以小于第一区和第二区的完全膨胀直径。第三区可以包括大体上凹入的部分。假体框架可以自膨胀。假体框架的第一区可以逐渐变细。第二区可以包括大体球茎状的构造。第一区可以包括大体上逐渐变细的构造。第一区可以适于在患者的原生瓣膜小叶和/或患者的手术植入瓣膜小叶上楔合。第一区还可以适于使手术植入的心脏瓣膜的一个或多个接合柱(commissure posts)偏斜。在一些实施方案中，没有具有不变的直径的基本上连续的假体框架部分。第二末端可以具有比第二区的最大完全膨胀直径小的直径。假体框架可以包括由一个或多个结构构件限定的多个小室，其中所述小室被配置成是可膨胀的。多个小室的一部分可以在形状上是同类的、在形状上是不同类的、在尺寸上是同类的、在尺寸上是不同类的、在结构构件构造上是同类的，和/或在结构构件构造上是不同类的。结构构件的至少一些可以沿它们的长度具有改变的横截面构造。
在另一个实施方案中，提供一种用于治疗患者的假瓣膜组装体，其包括：用于控制血液流动的瓣膜；用于保持和支撑瓣膜装置的几何形状的非圆筒状装置；和附着到所述非圆筒状装置的锚固体。保持和支撑装置可以包括假体框架，所述假体框架包括多个可膨胀小室并且具有沿它的长度的非均匀直径。
在另一个实施方案中，提供一种假瓣膜组装体，其包括假体框架，所述假体框架具有第一区、最大膨胀直径大于所述第一区的最大膨胀直径的第二大体球茎状区，以及最大膨胀直径小于所述第一和第二区的最大膨胀直径的瓣膜支撑区。第一区可以是逐渐变细的。瓣膜支撑区在外部构造上可以是大体上凹入的。瓣膜组装体可以进一步包括由瓣膜支撑区支撑的瓣膜。该瓣膜可以是三尖瓣组织瓣膜。该框架可以是可自膨胀的。还提供了上述瓣膜组装体的植入方法，所述方法包括下列步骤：将瓣膜组装体安装到适于经皮和脉管递送的导管上，并且将所述瓣膜组装体布置在患者的适当原生腔内。布置步骤可以包括在之前植入的假心瓣膜内布置瓣膜组装体。
在另一个实施方案中，提供一种在患者中植入瓣膜组装体的方法，所述方法包括：提供包括假体框架的假瓣膜组装体，所述假体框架具有第一区、最大膨胀直径大于所述第一区的最大膨胀直径的第二大体球茎状区，以及最大膨胀直径小于所述第一和第二区的最大膨胀直径的瓣膜支撑区，所述瓣膜组装体被安装到适于经皮和脉管递送的导管上；并且在患者的适当原生腔内布置所述瓣膜组装体。布置可以包括在之前植入的假心瓣膜内布置瓣膜组装体。
在一个实施方案中，提供一种用于治疗患者的方法，所述方法包括将自膨胀瓣膜插入到患者之前植入的具有腔的心血管器件的腔中。该植入的心血管器件可以是手术植入的心瓣膜或主动脉-心室管道。该方法可以进一步包括在不接触患者的瓣膜环的情况下，相对于患者的一个或多个瓣膜小叶膨胀自膨胀瓣膜。手术植入的心瓣膜可以包括至少一个接合柱和血流横截面面积。该方法可以进一步包括使至少一个接合柱向外偏斜。该方法可以进一步包括使至少一个接合柱偏斜，以增加血流横截面面积。至少一个接合柱的至少一部分可以移动至少约1mm、至少约1.5mm、或至少约2mm。之前植入的心血管器件可以包括具有横截面面积的瓣膜小叶支撑体。该方法可以进一步包括使瓣膜小叶支撑体变形，以增加横截面积。在一些实施方案中，所述至少一个接合柱的至少一部分偏斜至少约3度、至少约5度、或至少约10度。所述至少一个接合柱的至少一部分可以从大体上径向向内的位置偏斜到大体上平行的位置，或从大体上径向向内的位置偏斜到大体上径向向外的位置。
在一个实施方案中，提供一种用于植入心血管器件的方法，所述方法包括将可膨胀心脏瓣膜插入到患者的脉管系统中；在不接触患者的环表面的情况下，将可膨胀心脏瓣膜锚固在患者的一个或多个瓣膜小叶的远侧表面上。所述一个或多个瓣膜小叶可以是原生瓣膜小叶和/或人造瓣膜小叶。
在一个实施方案中提供一种用于治疗患者的方法，所述方法包括将自膨胀瓣膜插入到患者的原生腔内的之前植入的心血管器件的腔中。植入的心血管器件可以是手术植入的心瓣膜或主动脉-心室管道。
在另一个实施方案中，提供一种用于植入心血管器件的方法，所述方法包括：提供设置在递送系统上的心血管器件；从第一动脉通路点通过患者的主动脉弓插入递送系统；从第二动脉通路点插入圈套器(snare)；和操纵圈套器将递送系统与患者的主动脉瓣膜的腔对准。心血管器件可以是自膨胀瓣膜。所述递送系统可以包括导管和导向丝，和/或导管和保持鞘。抓住步骤可以包括用圈套器抓住导管或用圈套器抓住导向丝。导管可以包括保持鞘控制件。保持鞘控制件可以包括用于限定的鞘位置的一个或多个掣子(detents)或止动件。导管可以包括多比率(multi-rate)保持鞘控制件、一个或多个纵向硬化元件、导管圆周和大体上在导管圆周的相对侧设置的两个纵向硬化元件。保持鞘可以包括一个或多个纵向硬化元件、和/或保持鞘圆周和大体上在鞘圆周的相对侧设置的两个纵向硬化元件。递送系统可以包括导管和引入器鞘。导管可以包括远侧递送部以及相对于远侧递送部具有减小的直径的近侧主体。引入器鞘可以与导管的近侧主体成为整体。
在另一个实施方案中，公开了一种用于递送可自膨胀的心脏瓣膜的方法，所述方法包括：用瓣膜递送导管接近心瓣膜的流入侧，其中所述递送导管包括近侧导管体、限制鞘和具有可膨胀近端和可膨胀远端的折叠的假瓣膜，其中所述心瓣膜包括瓣膜口、瓣膜环和多个瓣膜小叶；跨越瓣膜口定位假瓣膜；相对于瓣膜小叶膨胀假瓣膜的近端；和在膨胀假瓣膜的近端以后，膨胀假瓣膜的远端。
在一些实施方案中，该方法还包括向远侧推动限制鞘并且暴露假瓣膜的近端的步骤。该方法还可以包括推动导管体通过假瓣膜并且接触限制鞘的步骤。在一些实施方案中，该方法进一步包括从假瓣膜牵拉导管体和限制鞘，同时保持导管体和限制鞘接触。
本文中还公开了一种替换心瓣膜系统，所述替换心瓣膜系统包括：递送导管，其包括导管体、附着到导管体的远端的保持结构以及可移动地连接到导管体的远端的限制鞘；和可膨胀心脏瓣膜，所述可膨胀心脏瓣膜可折叠到限制鞘中并且连接到在可膨胀心脏瓣膜的流出端的递送导管的保持结构。所述限制鞘包括配置为限制可膨胀心脏瓣膜的近侧封闭位置以及暴露可膨胀心脏瓣膜的至少一部分的远侧暴露位置。该系统还可以包括接近或远离限制鞘的递送导管上的锥形段。该限制鞘还可以包括暴露保持结构的释放位置。
本文中还公开了一种用于递送自膨胀假体的导管，所述导管包括：细长体；远侧部分，所述远侧部分具有围绕其可以安装假体的部分；和鞘，所述鞘具有近端，并且可以在假体安装部上在远侧方向上从基本上覆盖假体安装部的位置移动到基本上暴出假体安装部的位置，使得在使用中，鞘的近端的移动暴露放置在安装部中的假体。在一些实施方案中，该远侧部分包括用于形成假体安装部的具有减小的横截面的区域。在一些实施方案中，假体安装部包括近端，并且导管进一步包括邻近安装部的近端的突出体，其配置用于与鞘的近端配合，以当在使用中通过展开的假体收回导管时，使鞘的近端和展开的假体之间的干扰最小化。在一些实施方案中，突出体包括具有比安装部的横截面大的横截面的区域，所述突出体的横截面围绕接近鞘的近端的横截面的导管延伸。在一些实施方案中，突出体经由倾斜平面延伸，所述倾斜平面从邻近假体安装部朝向导管的外表面延伸。
还公开了一种工具盒(kit)，所述工具盒包括：用于递送自膨胀假体的导管，所述导管包括：细长体；远侧部分，其具有围绕其可以安装假体的部分；和鞘，其具有近端，并且可以在假体安装部上在远侧方向上从基本上覆盖假体安装部的位置移动到基本上暴出假体安装部的位置，使得在使用中，鞘的近端的移动暴露放置在安装部中的假体。该工具盒还可以包括假体。在一些实施方案中，该假体可以是心脏瓣膜。该工具盒还可以包括导向丝。
以下更详细地解释以上实施方案和使用方法。
附图简述
图1是用于经皮移去并替换原生心脏瓣膜的本发明的组装体的一个实施方案的横截面侧视图；
图2是以封闭条件显示的在线II-II取得的图1的组装体的横截面轴向图；
图3是以开启条件显示的在线II-II取得的图1的组装体的横截面轴向图；
图4是本发明的假瓣膜的一个实施方案的透视示意图；
图5至9是在切除要治疗的瓣膜并且展开图4中显示的假瓣膜的各种连续操作期间，在所述瓣膜部位定位在心脏中的本发明的组装体的示意图；
图10是以展开状态显示的图4所示的假瓣膜的示意图；
图11是显示治疗二尖瓣的本发明的组装体的一个备选实施方案的示意图；
图12是用于切除原生瓣膜的刀片的部分的横截面图。
图13是本发明的假体组装体的支撑结构的一个实施方案的示意图；
图14是显示由支撑体的中心部分支撑的心脏瓣膜的图13的支撑体的横截面图；
图15是处于展开状态的图13和14的支撑体的端视图；
图16是处于收缩状态的图13和14的支撑体的端视图；
图17是具有显示在适当的位置展开的本发明假体的一个实施方案的心脏的示意图；
图18是本发明的一个备选实施方案的示意图；
图19是本发明的一个备选实施方案的示意图；
图20是本发明的一个实施方案的支撑结构的一部分的详细图；
图21是以展开状态显示的图19的支撑体的示意图；
图22是本发明的一个备选实施方案的示意图；
图23是以收缩状态显示的图22的支撑体的详细图；
图24是沿线23-23取得的图23的支撑体的详细图；
图25是以膨胀状态显示的图22的支撑体的详细图；
图26是沿线25-25取得的图25的支撑体的详细图；
图27是本发明的一个备选实施方案的示意图；
图28是图27的支撑体的详细横截面图；
图29是在本发明的支撑体以及钙化心环的纵截面上的部分示意图；
图30是图29的支撑体的一个备选物的示意图；
图31是对图29的支撑体的一个备选方案的示意图；
图32和33是图29的支撑体的一个备选方案的示意图；
图34是与图19至21的支撑结构对应的气球的示意性横截面图；
图35是图34的气球的一个备选实施方案的示意性纵截面图；
图36是具有显示在适当的位置展开的本发明假体的一个实施方案的心脏的示意图；
图37是本发明的假瓣膜组装体的一个实施方案的透视图；
图38是图37的假瓣膜组装体的侧视图；
图39是图37的假瓣膜组装体的一个实施方案的透视图；
图40是具有围绕瓣膜的鞘的假瓣膜组装体的一个备选实施方案的透视图；
图41A是用于展开本文中所述假瓣膜组装体的导管组装体的远侧部分的透视图；
图41B是图41A的导管组装体的近侧部分的透视图；
图42是图41A的导管组装体的远侧部分的透视图；
图43至45是顺次显示假体组装体的展开的图41A的导管组装体的透视图；
图46和47是显示一个备选假体组装体的展开的图41A的导管组装体的透视图；
图48是图46和47中显示的备选假体组装体的透视图。
图49是显示远侧锚固体的图37的假瓣膜组装体的一个备选实施方案的透视图；
图50是血液泵的一个实施方案的叶轮和叶轮套的侧视图；
图51是具有通过叶轮允许血液流动的导管小室的导管的侧视图；
图52是在适当的位置具有叶轮的导管的侧视图，并且血液流动由箭头描述；
图53描述具有相对于假体递送系统分开的血液泵导管的本发明的另一个实施方案；
图54示例在适当的位置具有血液泵的图16中所示的实施方案，并且血液流动由箭头显示；
图55描述包括在外鞘收回以后从递送导管释放的线圈元件的本发明的一个实施方案；
图56A和56B表示包含交织成支撑结构中的丝的径向约束物的一个实施方案；
图57描绘本发明的另一个实施方案，其中将不同尺寸的两种径向约束物放在支撑结构的不同部分；
图58表示包含袖口型约束物的径向约束物的一个实施方案；
图59是具有对称减小的直径的丝弯曲的示意图；
图60是具有不对称减小的直径的丝弯曲的一个备选实施方案的示意图；
图61是假瓣膜植入程序的一个实施方案的示意图，其中已经使经间隔放置的导向丝的远端从动脉循环中形象化；
图62是在图61的导向丝上通过以扩大原生瓣膜的气球导管的示意图；
图63是显示在图62的导向丝上通过动脉途径的假瓣膜展开的示意图；
图64是显示由静脉途径在图63的导向丝上通过并且相对被支架支撑的原生瓣膜放置的气球导管的示意图，其用于另外的切除和/或固定支架的下部；
图65是显示图64的支架如何通过撑杆(braces)保持附着到递送系统以允许支架的完全定位的示意图；
图66描述了假瓣膜植入程序的另一个实施方案的示意图，其中将导向丝插入到腋动脉中并且通到左心室；
图67描述在图66的导向丝上通过的血液泵的示意图；
图68描述在图67的血液泵上通过的瓣膜假体的示意图；
图69和70描述图68的假体的展开和附着于脉管壁的示意图；
图71是通过激光切割而整体地形成的具有径向约束物的瓣膜组装体的照片；
图72A至72C是通过激光切割形成的具有不同径向约束物的瓣膜组装体的一部分的示意图；
图73A至73E是以各种膨胀状态的激光切割抗反冲特征的另一个实施方案的示意图；
图74A和74B是用于控制直径的有角机械止动件的示意图；和
图75A和75B是具有用于抵抗反冲的插销的有角机械止动件的示意图。
图76是包含形成菱形小室的直的结构构件的假体框架的示意图。
图77A是包含形成椭圆形小室的弯曲结构构件的假体框架的示意图。图77B是图77A中的小室的详细图。
图78是包含弯曲结构构件的假体框架的另一个实施方案的示意图。
图79是包含弯曲结构构件的假体框架的另一个实施方案的示意图。
图80A至80E描绘了结构构件的各种实施方案的横截面图。
图81是包含弯曲和线形结构构件的假体框架的另一个实施方案的示意图。
图82是包含多角结构构件的假体框架的另一个实施方案的示意图。
图83是包含由连接杆接合的弯曲的、不连续的椭圆小室的假体框架的另一个实施方案的示意图。
图84是包含具有可变尺寸的椭圆小室的非圆筒状假体框架的一个实施方案的示意图。
图85是植入在主动脉位置的图85的假体框架的示意图。
图86描绘了包括从动脉通路部位插入并且通过主动脉弓的递送导管的本发明的一个实施方案。
图87描绘了用于抓住递送导管的远端的圈套器的使用。图87B描述了使用圈套器使递送导管远端向主动脉瓣膜腔再取向。
图88A是患者先前手术植入的主动脉瓣膜的示意图。图88B描述了自膨胀替换主动脉瓣膜向先前手术植入的主动脉瓣膜中的植入。
图89是具有先前手术植入的主动脉瓣膜和植入其中的替换瓣膜的患者的示意图，所述先前手术植入的主动脉瓣膜具有偏斜的接合柱。
图90是具有逐渐变细的流入部的可膨胀假瓣膜的示意图。
图91是具有围绕现有瓣膜小叶的小叶锚固的自膨胀替换主动脉瓣膜的患者的示意图。
图92是退行接近主动脉瓣膜以植入自膨胀瓣膜的示意性表示。
图93是使用具有后拉鞘的导管向主动脉瓣膜前进接近以植入自膨胀瓣膜的示意性表示。
图94是使用具有推进鞘的导管经间隔接近主动脉瓣膜以植入自膨胀瓣膜的示意性表示。
图95是通过具有推进鞘的导管的纵向横截面图。
图96是通过具有后拉鞘的导管的纵向横截面图。
优选实施方案详述
现在参考附图，其中在全部附图中，相似的部分由相似的数字指定。图1至3表示用于通过经皮途径替换心脏瓣膜的器件1。该器件包括：管状导管2，管状导管2由三个管5、6、7形成，三个管5、6、7一个在另一个内接合并且从近端至远端(相对于血液的流动考虑，即在图1中从右至左)放置；假瓣膜10；两个系列的刀片11、12；气球13；和过滤件14。三个管5、6、7如此安装，使得他们可以一个在另一个内滑动。内部管5限定通路15，其横截面大到允许血液流过。在近端，中间管6形成钟形套6a，其与内部管5一起限定了其中以卷起状态包含假瓣膜10的环形腔17。
图4显示，此瓣膜10包括甲胄(armature)20和瓣膜小叶21，所述瓣膜小叶如此安装，使得它们可以在此甲胄20上功能性地移动。甲胄包括由形状记忆材料，特别是称为“镍钛诺”的镍-钛合金制成的丝22、23、24的集合，即，(i)近端丝22，所述近端丝22在瓣膜10处于展开状态时，具有大致圆形形状；(ii)远端丝23，其在轴向方向上形成三个波纹(corrugation)，这些波纹围绕瓣膜10的圆周均匀分布，和(iii)中间丝24，其形成丝22和23之间的纵向波纹，所述丝24经由这些波纹的每一个的端部连接到丝22和23。瓣膜小叶21部分由生物材料(保藏的人或动物瓣膜小叶)制成，或由合成材料如聚合物制成。甲胄20在其材料冷却时可以径向收缩，使得瓣膜10可以进入到腔17中。当将该材料加热至体温时，该甲胄20返回到它的最初形状，如图4中描绘，其中它具有与其中存在要治疗的原生瓣膜的身体脉管，特别是主动脉的直径匹配的直径。甲胄20的直径使得瓣膜10挤压身体脉管的壁，并且在相对于该脉管在轴向方向上固定不动。
每一个系列的刀片11、12包括金属细长刀片30和位于导管2和这些刀片30之间的可充气气球31。刀片30具有弯曲的轮廓并且在导管2的圆周上排列，如图2、3和3A中所示。近侧系列11的刀片30可枢轴转动地(pivotably)通过它们的近端连接到管6，并且包括切割远侧边缘30a，而远侧系列12的刀片30可枢轴转动地通过它们的远侧连接到外管7，并且包括切割近侧边缘30b。通过将刀片30的末端焊接在一起以形成环来实现刀片30和各个管6和7之间的连接，通过将此环卷曲到管6、7上来将此环轴向地固定到相应的管6、7，刀片30的枢轴转动是通过这些刀片30的简单弹性变形来实现的。此枢轴转动可以在下列位置之间进行：其中刀片30相对于导管2径向向内卷起并且如图1和2中所示的位置，和其中这些刀片30相对于导管2径向向外打开并且如图3中所示的位置。在卷起位置，刀片30接近管6的壁放置并且彼此部分重叠，使得它们不妨碍将器件1引入和滑动到其中存在要治疗的原生瓣膜的身体脉管中；在所述打开位置，刀片30以花冠展开，使得它们的切割边缘30a、30b彼此接续放置，因而构成图3中可见的圆形切割边缘。
放置在管3和刀片30之间的每一个气球31，可以从导管2自患者露出来的末端，经由管6中形成的通路32充气。因而，在充气时，允许刀片30从它们的卷起位置达到它们的打开位置，并且在放气时，进行相反的作用。管6相对于管7的轴向滑动允许所述系列的刀片11、12在图1中显示的分开位置和闭合位置之间彼此轴向移动。在这些位置的前一位置中，一个系列的刀片11可以被轴向地放置在原生瓣膜的一侧，同时另一系列的刀片12被轴向地放置在此瓣膜的另一侧，而在这些位置的后一位置中，使这两个系列的刀片11、12的圆形切割边缘相互接触，从而切穿原生瓣膜，以将它从所述身体脉管分开。管5至7进一步包括硫酸钡形式的标记物(在图中未示出)，从而允许经皮识别器件1相对于原生瓣膜的轴向位置，使得可以将两个系列的刀片11、12的每一个放置在此瓣膜的一个轴向侧。这些管5至7还包括用于允许血液到达身体脉管的侧向远侧小室(未描绘)，这些小室以这样的方式形成，使得血液流过的导管2的长度尽可能短，即，在远侧方向上直接在过滤件14以后。
气球13放置在管7的外表面上，在系列12的远侧。此气球13具有环形形状，并且被成形为能够占据卷起位置和打开位置，在所述卷起位置中，它具有使得它不妨碍器件1引入到所述身体脉管以及在所述身体脉管中滑动的横截面，在所述打开位置中，它占据管7的外表面和所述身体脉管的壁之间的所有空间，并且经由其包含的外周边缘13a，挤压所述壁。
过滤件14在气球13远侧放置，在其轴向固定的管7上。该过滤件14由柔性材料如聚酯网制成，并且被成形为能够占据卷起位置和打开位置，在所述卷起位置中，它具有使得它不妨碍器件1引入到所述身体脉管以及在所述身体脉管中滑动的横截面，在所述打开位置中，它占据管2的外表面和所述脉管的壁之间的所有空间，并且经由其包含的外周边缘14a，挤压所述壁。
可充气气球35放置在管7和过滤件14之间，从而取决于它被充气还是放气，使过滤件14到达它相应的打开和卷起位置。在实践中，如图5至9所示，通过经皮途径将器件1引入到所述身体脉管50中，并且沿此脉管50内部滑动，直至将系列刀片11、12的每一个放置在要治疗的原生瓣膜55的一侧上(图5)。使用上述标记物识别此位置。当器件处于该位置时，导管2的近侧部位位于心脏中，优选在左心室中，同时上述侧向远侧小室被放置在外周动脉血管中，优选在上行主动脉中。气球13和35充气，以在瓣膜55的切除过程中使血液仅流过通路15，并且阻止血液回流。在适当的位置设置外周灌注系统，以促进此流动，如以下关于图50至52进一步描述的。然后通过气球31的充气将两个系列11、12的刀片30展开(图6)，然后通过相对于管7滑动管6将这两个系列11、12移动更接近在一起，直至瓣膜55被切穿(图7)。然后通过将气球31放气，使刀片30返回到它们的卷起位置，而同时保持处于它们的接近在一起的位置，这允许将切除的瓣膜55保持在它们之间。然后将器件1在远侧方向上轴向滑动，使得钟形套6a达到脉管50中的适当位置(图8)，其后通过相对于管5滑动管6来展开瓣膜10(图9)。将气球13和35放气，然后收回器件1并且回收切除的瓣膜55(图10)。
图11显示了允许对二尖瓣56进行手术的器件1的第二实施方案。相同的附图标记用于指示与上述相同的元件或部分，只要这些元件或部分在两个实施方案中相同或类似。在此情况下，管状导管由支撑丝2和接合在该丝上并且能够沿该丝滑动的管代替，所述支撑丝2上安装有所述系列的刀片中的一个，而在所述管上安装有另一系列的刀片；用于将气球31充气的通路沿此支撑丝和此管延伸；气球13和过滤件14从器件1分开，并且通过支撑丝40，经由外周动脉途径引入到主动脉中，用于将气球13和35充气的通道沿支撑丝40延伸。没有气球13和过滤件14的器件1，其一部分通过外周静脉系统被引入到心脏中，直到右心房，然后通过心房内间隔进入到左心房中，直到瓣膜56。关于余下部分，器件1以与先前所述相同的方式操作。本发明因而提供一种用于通过经皮途径替换心脏瓣膜的器件，使得可以克服现有技术的缺点。实际上，器件1在瓣膜55、56的切去方面完全令人满意，从而它可以在不停止心脏的情况下操作，并且使得可以依靠过滤件14阻止瓣膜碎片55、56向循环系统中的任何分散。
以上器件可以包括接合在管7上并且能够沿管7滑动的第四个管，该第四个管包括安装在其上的气球和过滤件，并且允许所述系列的刀片独立于所述气球和/或所述过滤件之外地在轴向方向上移动；刀片可以如图中描绘的一样是直的，或可以在它们的具有切割边缘的末端朝向器件的轴弯曲，从而消除在身体脉管的壁中造成损害的任何危险，如图12中所示；过滤件14可以是自膨胀类型，并且通过覆盖它的滑动管通常保持在收缩位置中，从而使得气球35不必要。
图13至16表现了表示用于通过经皮途径定位替换心脏瓣膜102的管状支撑体101。支撑结构101包括含有瓣膜102的中间部分103、两个末端楔合部分104，以及用于连接这些部分103和104的丝105。中间部分103还包括外周壳106，其提供有锚固针107和由可压缩材料制成的壳108。如从图12特别明显看出的，部分103和104的每一个由波动丝形成，并且丝105逐点地将部分103的波动部的端部连接到部分104的相邻波的端部。部分104，以膨胀状态来看，具有比部分103的长度更大的长度，使得当将分别形成部分103和104的丝的端部连接以形成管状支撑结构101时，部分103的直径小于部分104的直径。
部分103的直径使得部分103可以，如图17所示，支撑在除去有缺陷原生瓣膜后余下的心环110，同时部分104支撑接近环110的壁111。这些各自的直径优选使得所述支撑操作在环110和壁111的轻微径向约束的情况下进行。部分103在展开状态中显示了不变的直径。部分104可以具有以截锥形式的不变直径，其直径从部分103增加。整个支撑结构101可以由具有形状记忆的材料如称为“镍钛诺”的镍钛合金制成。该材料允许所述结构，在与患者身体温度不同的温度径向收缩，如图16中所示，并且当它的温度接近或达到患者身体温度时，恢复图14和15中所示的最初形状。整个支撑结构101还可以由可以使用气球膨胀的材料制成，例如由医疗不锈钢(钢316L)制成。瓣膜102可以由生物或合成组织制成。它通过缝线或通过任何其它的适当附着工具连接到部分103。它还可以被模制在部分103上。壳106可以由“镍钛诺”制成。它连接到处于中等幅度的部分103的波动部，并且在它的连接到这些波动部的区域的部位具有针107。针107由指向它们的自由端的金属丝的股构成，所述自由端朝向壳106的外部径向突出。
该壳可以采取可在图16中看到的、在支撑体101的收缩状态中波动形式，以及可在图4中看到的、在此支撑体101的展开状态中的圆形形式。在它的波动形式中，壳106形成在支撑体101的外侧径向突出的、超出针107的波动部106a，使得这些在缩回位置的针107不妨碍支撑体101在导管中的引入或，一旦已经使用此导管将支撑体101引入到心脏中，则不妨碍离开该支撑体1的展开。壳106返回至它的圆形形式，使针107达到展开位置，从而允许将它们插入到环110中，以完成支撑体101的锚固。壳108附着在壳106上。其可压缩材料允许它吸收可能存在于环110或接近环110的表面不规则性，并且因而保证瓣膜102的完全封闭。
图18显示具有通过丝105连接到部分103的单个部分104的支撑结构104。此部分104由通过丝115连接在一起的两根波动丝114形成。图19显示了具有通过连接丝105连接的部分103和部分104的支撑结构101。这些部分103和104具有菱形网格结构，这些网格结构在这些部分的圆周方向上并置，并且在这些部分103和104的圆周方向上在两个它们的对角部位连接在一起。丝105在两个连续网格部分的连接区域的部位连接到这些结构。这些网格部分还具有在从位于支撑体101的纵向方向上的它们的角之一延伸通过它们的锚固钩107。
图20以放大尺度示例了，当例如用激光从不锈钢的圆筒体切割，并且在使钩107的尖锐末端107a弯曲以后，此部分104和丝105的一部分的结构。这些钩，在轮廓图中，可以具有图24或26中所示的形状。图19中表示的结构还具有轴向保持部120，其具有与部分104相同的结构，但是具有更粗大的网格大小，并且将此部分120连接到部分103的显著长度的三根丝105。这些丝105，在部分120一侧，具有单个连接105a，而在部分103一侧，具有双连接105b。它们的数目相应于由瓣膜102的三个瓣形成的三个连接处，这有助于瓣膜102在由此形成的支撑体101上的安装。如图21中明显看出的，根据图19的支撑体意在当具有要替换瓣膜的身体通道，特别是主动脉，在通向瓣膜的途径上具有直径上的变化时使用。提供连接部分103和120的丝105的长度，使得在植入以后，部分120处于所述身体通道的非扩大区域中，并且提供部分120，使其接合通道的壁。
图22显示与图19的结构类似但是未膨胀的结构，不同之处在于三根丝105具有单根丝的结构，但是接近部分103具有保证另外支撑的波动丝121。此丝121设计用于支撑具有三个瓣膜小叶的瓣膜102。图23至26显示当部分103、104或120的结构配备有钩107时，此结构的一个实施方案变体。在此情况下，该结构具有锯齿状形式，并且每一个钩107具有两个臂107b；这些臂107b的每一个在一端连接到另一个臂107b，并且在它的另一端连接到结构101的臂。两个臂107b的连接处的区域具有弯曲钩针107a。
图27显示了部分103，该部分103具有彼此邻近地延伸的两个波动丝125、126并且具有第二波动丝127。如图28中所示，丝125、126可以用于执行由生物材料制成的瓣膜102在它们之间的插入，并且经由缝线127将此瓣膜102附着于它们。图29显示了根据图13至17的支撑体101的一部分，以及其中构成壳108的可压缩材料可以吸收由钙化导致的可能存在于环110或接近环110的表面不规则性的方式。图30显示其壳106不具有可压缩壳的支撑体101。于是经由适当的套管(未显示)，可以在环110和此壳106之间施用能够在施用后的预定延后时间以后固化的材料。
图31显示支撑体101，所述支撑体101的壳106具有在外部径向侧限定下肩部的以虚线形式的横截面。由此肩部形成的台阶中的穴室(Housed)以及邻近的周围壁是可以经由导管(未显示)充气的外周壳108。此壳108限定了一个室并且具有可径向膨胀的结构，使得它在以充气状态的横截面中具有在壳106的两侧突出的两个加宽的端部。此室可以接收在其引入到所述室中以后的预定延后时间中固化的充气流体。一旦此材料已经固化，就将充气导管切断。
图32和33显示其壳106接收可充气插入物108的支撑体101，所述可充气插入物108在充气状态中具有线轴形状横截面；此插入物108可以经由导管129充气。插入物108以未充气状态(图32)定位在其中在壳106和已有心环110之间存在空间的部位中。它的线轴形状允许此插入物(比较图33)尽可能多地符合邻近的不规则结构，并且保证更好的封闭。
图34显示可以展开根据图19至21的支撑体101的气球130。此气球130具有：圆筒状部分131，其充气状态下的直径使得保持部分120的膨胀成为可能；较小直径的圆筒状部分132，其适于产生部分103的膨胀；和以截锥形式的部分133，其使得部分104的膨胀成为可能。如由图35所示，可以限制部分132严格必须用于展开部分103，这使得可以以两个部分而非单个部分生产130，从而限制了此球130的体积。
图36显示其中间部分103分两个部分103a、103b的支撑体101。部分103a由具有大幅度波动的波动丝制成，以支撑瓣膜102，而邻近所述部分103a并且通过桥135连接到部分103a的部分103b由具有小幅度波动的波动丝制成。由于它的结构，此部分103b表现出相对高的径向膨胀力，并且意欲相对环110放置，以将自然钙化、变厚和硬结的原生瓣膜片或瓣膜切除以后的瓣膜片残留物推回在通道的壁之上或之中。因而此轴向部分103a、103b消除了在瓣膜102的定位时由这些片或残留片导致的问题。
从前述内容显然的是，本发明的一个实施方案提供了一种用于通过经皮途径定位替换心脏瓣膜的管状支撑体，其由于它的部分103和104而提供了关于在植入以后的它的位置保持的完全确定。此支撑体还使得替换瓣膜的完全封闭成为可能，甚至在具有要变化不规则和/或钙化程度的表面的心环的情况下，并且在植入时，可以根据需要调节和/或纠正它的位置。
参考图37和38，本发明还包括一种备选的假瓣膜组装体310，其进一步包括假瓣膜312、瓣膜支撑带314、远侧锚固体316和近侧锚固体318。瓣膜312可以由生物材料例如源自动物或人的生物材料制成，或由合成材料如聚合物制成。根据要替换的原生瓣膜，假瓣膜312包括环322、多个小叶324以及多个连合点326。小叶324允许血液仅在一个方向上流过瓣膜312。在该优选的实施方案中，瓣膜环322和连合点326被全部整个地支撑在中心支撑带314内。瓣膜312被多根缝线328附着到瓣膜支撑带314，缝线328可以是生物相容的线。瓣膜还可以用粘合剂例如氰基丙烯酸酯支撑在带314上。
在一个实施方案中，瓣膜312可以附着到袖筒或鞘313，或可以与袖筒或鞘313成为整体。鞘被固着到瓣膜支撑带314，使得鞘的外表面与瓣膜支撑带314的内表面充分接触。在这样的实施方案中，可以用缝线328将鞘附着到瓣膜支撑带314。图40是此备选实施方案的概念的示意图。如果期望，则可以将鞘313固着到瓣膜支撑带314的外侧(未示出)。
参考图37和38，在一个实施方案中，瓣膜支撑带314由以锯齿状方式配置以形成圆筒体的单根丝342制成。备选地，瓣膜支撑带314可以由彼此附着的多根丝342制成。在任一种情况下，为了结构稳定性或制造容易性，或作为可以指定的解剖束缚物，所述带可以包括一列(tier)或多列，其每一个可以包含以锯齿状方式布置的一根或多根丝。如果期望，则甚至在中心瓣膜支撑体314被制造为具有多于一列的情况下，整个瓣膜支撑体314也可以包括单根丝。丝342可以由例如不锈钢、银、钽、金、钛或任何适合的塑性材料制成。瓣膜支撑带314可以在相对的端部包括多个线圈344，以允许用连系物将锚固体316和/或318附着到瓣膜支撑带314。线圈344可以通过将丝342扭曲或弯曲成圆形形状而形成。备选地，瓣膜支撑带314和线圈344可以由单根丝342形成，该单根丝342以锯齿状方式弯曲，并且在每一个弯曲部扭曲或弯曲成圆形形状。连系物可以由例如不锈钢、银、钽、金、钛、任何适合的塑料材料、焊剂、线或缝线制成。丝342的末端可以通过包括焊接、胶合或卷曲的任何适当的方法接合在一起。
仍参考图37和38，在一个实施方案中，远侧锚固体316和近侧锚固体318各自包括不连续的可膨胀带，不连续的可膨胀带由以类似于中心带的锯齿状方式弯曲的一根或多根丝342制成。远侧锚固体带316和近侧锚固体带318可以包括多个线圈344，其位于丝342的端部，使得可以用连系物将远侧锚固体带316和近侧锚固体带318各自附着到瓣膜支撑带314。线圈344可以通过将丝342扭曲或弯曲成圆形形状而形成。根据需要，远侧和/或近侧锚固体316、318可以包括一列或多列，如之前关于瓣膜支撑体314所解释的。同样，每一个锚固体可以包括一根或多根丝，而不论列的数量。如以上关于其它实施方案解释的，可以将远侧锚固体直接附着到中心瓣膜支撑带314，如在图37中，或从瓣膜支撑体314的远端向远侧隔开，如以上在图18、19、21和22中示意性显示的。在后一种情况下，可以将一个或多个支杆(strut)用于将远侧锚固体带连接到瓣膜支撑带，如上所述。
远侧锚固体带316具有附着到中心瓣膜带314的第一末端350，以及第二末端352。类似地，近侧锚固体带318具有第一附着末端354和第二末端356。锚固体316、318的未附着末端352、356分别以向外展开的方式自由膨胀，以符合局部解剖结构。在这样的实施方案中，远侧和近侧锚固体带316、318配置为对可以将它插入其中的脉管的内臂施加足够的径向力。施加这样的径向力提供了假瓣膜组装体310的机械固定，从而减小一旦展开假瓣膜组装体310的迁移。然而，考虑的是，由瓣膜支撑体314施加的径向力可能足以抵抗超过最小量的迁移，因而避免对任何类型锚固体的需要。
在一个备选实施方案中，远侧和近侧锚固体可以包括固定器件，包括倒钩、钩或钉(未示出)。这种器件可以备选地或另外地放置在瓣膜支撑体314上。如果期望，假瓣膜组装体310可以在其外部包含粘合剂，以粘附到内解剖腔。
假瓣膜组装体310是可以围绕它的中心轴压缩的，使得它的直径可以从膨胀位置减小到压缩位置。当放置到压缩位置中时，可以将瓣膜组装体310装载到导管上并且经腔地递送到身体内的期望场所，例如脉管或有缺陷的原生心脏瓣膜。一旦被适当地定位在身体内，就可以将瓣膜组装体310从压缩位置展开到膨胀位置。图39是具有远侧和近侧锚固带316、318两者的所述假瓣膜组装体的一个实施方案的示意图，而图49是仅显示远侧锚固体316的示意图。
在该优选实施方案中，假瓣膜组装体310由自膨胀材料如镍钛诺制成。在一个备选实施方案中，瓣膜组装体310需要主动膨胀，以将它展开到位。主动膨胀可以由膨胀器件如气球提供。
如参考与其它实施方案相关的以上内容，本发明的假瓣膜组装体意欲使用导管组装体经皮插入并且展开。参考图41A，导管组装体510包括外鞘512、细长的推动器管514和中心管518，其每一个都同心排列并且允许相对于彼此的相对移动。在推动器管514的远端的是推动器顶端520以及一个或多个用于保持假体组装体(未示出)的展开钩522。推进器顶端520足够大，使得收缩的假体组装体以摩擦配合布置方式接合推进器顶端520。为了展开目的，推进器管514在远侧方向上的前进(在外鞘512内)起使假体相对外鞘512前进的作用。
在中心管518的远端的是无创伤顶端524，其用于促进导管组装体510通过患者皮肤和脉管系统前进。中心管518包括可以容纳导向丝528的中心腔(以虚影显示)。在一个实施方案中，中心腔足够大，以容纳直径为0.038英寸的导向丝528。导向丝可以通过导管的总的长度从顶端滑动到手柄(‘丝上’导管)，或外鞘512可以适于允许导向丝在到达它的近端之前离开导管(‘快速交换’导管)。推进器管514和外鞘512之间的空间形成其中可以安装假瓣膜组装体的空间。
取决于假体组装体的具体特征，在推进器管514的远端上的钩522可以以任意期望的布置配置。对于图37和38的假体组装体，钩522优选包括L形布置，以轴向而非径向地保持假体组装体。在自膨胀组装体的情况下，当使假体组装体向远侧前进超出外鞘512的远端时，假体组装体的暴露部分膨胀，同时钩522仍保持假体的仍收纳在外鞘512内的部分。当使整个假体组装体前进超出外鞘的远端时，允许整个假体组装体膨胀，从而从所述钩释放该组装体。图42至45显示了导管组装体的一个实施方案的远端，其中的三个显示了瓣膜假体的顺序展开。
图48显示了瓣膜假体的一个备选实施方案，其中在展开过程中，线圈元件从假体的一个末端轴向伸展，并且由推进器管514上的钩522保持。图46和47显示了用于展开图48的备选假体组装体的导管组装体。通过对假体增加线圈元件，可以将假体在使其支撑体和锚固体充分膨胀到位的情况下定位，同时允许在将假体整个从导管释放之前，将其轴向调节到最终布置。参考图55，自膨胀瓣膜假体和递送系统的一个备选实施方案包括在假体组装体310上的线圈元件694，其由外鞘512通过推进器管514上的盘状物696保持。当推回外鞘512以暴露盘状物696时，自膨胀线圈元件694然后从推进器管514释放。
图41B显示了导管组装体510的近端，其在更大程度上具有许多常规特征。在推进器管514的远端的是柱塞530，其用于根据所期望的假体组装体展开而推进或收回推进器管514。根据需要，可以在瓣膜假体的近侧和远侧提供阀和冲洗口，以允许用于展开假体组装体的导管组装体510的有效和安全利用。
在一个实施方案中，假瓣膜组装体310(未示出)被安装到导管510上，使得可以将瓣膜组装体310递送到身体内部的期望场所。在这样的实施方案中，将假瓣膜组装体310围绕推进器顶端520放置，并且围绕所述顶端520径向压缩。假瓣膜组装体310的远端被定位在钩522上。同时在压缩位置中，将外鞘512朝向无创伤顶端524滑动，直至它充分覆盖假瓣膜组装体310。
为了将假瓣膜组装体310递送到身体内的期望场所，将导向丝528插入到身体的适当的腔如股动脉或静脉中，到达右心房，然后通过经间隔途径到达左心房，并且利用常规技术操纵，直至导向丝528的远端达到期望场所。将导管组装体510在导向丝528上插入到身体中，到达期望位置。无创伤顶端524促进导管组装体510前进进入到身体中。一旦到达期望场所，就将外鞘512缩回，从而允许瓣膜假体从外鞘512内释放，并且膨胀以符合解剖结构。在此部分释放状态中，可以通过在近侧或远侧方向上移动导管组装体510，轴向调节假瓣膜310的位置。
显然，本发明有利地考虑了如包括但不限于图21、37-40、49和59的几个先前所述的实施方案中显示的、可以具有非圆筒状形状的假体。此非圆筒状形状由在假瓣膜组装体310的一些部分控制直径而产生。参考图56A，显示了又一个非圆筒状假体。中心支撑带314包括附着到远侧和近侧锚固体316、318的瓣膜组装体310的直径-限制部分，其包括能够膨胀到向外展开或截头圆锥体构造的不连续的可自膨胀带。锚固体316、318进一步加强中心支撑带314的非圆筒形形状。图56A显示了本发明用于限制瓣膜组装体310的部分的直径免于过膨胀的一个实施方案，由此瓣膜组装体310进一步包括用于限制中心支撑带314的直径的径向约束物690。径向约束，如本文中使用的，应当是指用于提供期望的直径或直径范围的任何特征或方法，包括但不限于用于瓣膜组装体310的材料或构造的选择，使得它不膨胀超出预定的直径。在中心支撑带314将径向膨胀控制到预定直径，通过阻止中心支撑带314完全膨胀到腔或室壁以引起闭塞，有助于维持瓣膜312的接合性(coaptivity)，并且还阻止冠状口的未闭。约束物690可以是足够挠性的，使得约束物690可以随着瓣膜组装体310径向收缩，仍以膨胀状态抵抗由自膨胀瓣膜组装体310施加的径向膨胀力所致的或来自施加于瓣膜组装体310的气球导管的超出设定限度的拉伸。参考图56A和56B，约束物690可以采取多种形式的任何一种，包括接合中心支撑带314的部分的特定长度的丝700。还可以将线用于径向约束物690。丝中的松弛部(slack)或弯曲部(bends)允许至最大直径的有限径向膨胀。一旦将松弛部消除或将弯曲部伸直，就通过丝700中产生的张力抵抗进一步的径向膨胀。这些丝可以熔接、焊接或交织到瓣膜组装体310。通过改变接合瓣膜组装体310的部分的丝的长度，可以产生不同最大直径的径向约束物。例如，通过使用短丝形成径向约束物，瓣膜支撑结构可以在短丝中形成张力之前膨胀较短的距离。如果使用较长的丝，支撑结构可以在较长的丝中逐渐形成张力之前膨胀较多。
图57描绘了中心支撑带314，其具有较小直径的径向约束物700，以及具有较长长度的丝701并且允许较大最大直径的同一瓣膜组装体的另一个部分。具有较大直径的瓣膜组装体310的部分可以有利地用于允许围绕心环110和原生瓣膜片的较大扩张。通过改变径向约束物的直径或通过改变约束物的构造，可以改变对膨胀或再折叠的抵抗性程度。例如，交叉连接的径向约束物将对膨胀和再折叠两者具有较大的抵抗性。参考图58，约束物690可以备选地包括包围中心支撑带314的圆周的袖口691，其抵抗超出由袖口691形成的圆周的中心支撑带314的膨胀。袖口691可以由ePTFE或本领域技术人员已知的任何其它的生物相容和柔性聚合物或材料制成。袖口691可以通过缝线692或粘合剂附着到瓣膜组装体310。
图71示例了本发明的一个实施方案，其中通过使用激光切割制造工艺，其通过引用而结合在此，将径向约束物作为瓣膜组装体310的一部分整体成形。图72A描绘了具有几个径向约束物706、708、710的处于未膨胀状态的瓣膜组装体310的激光切割部分的示意图。径向约束物706、708、710的每一个末端整体成形并且附着到瓣膜组装体310。与缝合、焊接或熔接到瓣膜组装体310的径向约束物相比，整体成形的径向约束物可以更强，并且可以具有较低的故障率。图72B描绘了沿瓣膜组装体310的一个圆周的较短的径向约束物706。图72C描绘了具有沿相同圆周定位的较长的径向约束物708和交叉连接的径向约束物710的瓣膜组装体310的另一个部分。因而，沿给定圆周的径向约束物的节段不需要具有相同的特征或尺寸。
径向约束物的另一个实施方案包括至少一个从瓣膜组装体310延伸的突出体，以提供机械止动件布置。机械止动件布置通过利用瓣膜组装体310的圆周和瓣膜组装体310的长度之间的相反关系限制瓣膜组装体310的径向膨胀。取决于用于瓣膜组装体310的特定结构或构造，在瓣膜组装体310径向膨胀时，瓣膜组装体310的纵向长度可以随着瓣膜组装体310的直径增加而收缩或压缩。例如，图37、38、56A、57和71描绘了其中瓣膜组装体310包括菱形的网格的本发明的实施方案。该网格的节段具有通常纵向的排列，其在瓣膜组装体310径向膨胀期间再取向至更加圆周的排列。通过限制瓣膜组装体310可以在纵向方向上压缩到的距离，或通过约束瓣膜组装体310的丝的角度再取向的量，进而可以将径向膨胀控制到预定的直径。图74A显示了机械止动件布置的一个实施方案，其包括角止动件730和在瓣膜组装体310的丝结构上的邻接表面732。可以沿瓣膜组装体310的圆周使用多个止动件730和邻接表面732，以将膨胀限制到预定直径。角止动件730可以位于形成随径向膨胀而减小的角的瓣膜组装体310的两个邻接部分之间。如图74B中所示，当瓣膜组装体310径向膨胀时，角止动件730将更接近表面732，并且最终邻接表面732，以阻止瓣膜组装体310的进一步直径膨胀。止动件730的角尺寸734可以变化，以提供不同的膨胀限制。止动件730的径向尺寸736也可以变化，以改变止动件730的强度。本领域技术人员将理解，除菱形构造以外，可以将许多其它构造用于瓣膜组装体310。例如，图15和16描绘了具有波动丝支架构造的支撑体101，其在膨胀时表现出最小的纵向缩短。上述机械致动件布置可以由本领域技术人员改装为波动丝支架构造，或任何其它的支架构造，以控制支撑结构或瓣膜组装体310的直径。
先前所述的将瓣膜直径维持在预定范围内的具体方法涉及控制假体的膨胀直径的一般概念。假体的一部分达到的直径是对作用于假体的该部分的径向向内力与径向膨胀力的函数。当这些力的净总和等于零时，假体的一部分将达到它的最终直径。因而，通过改变径向膨胀力、改变径向向内力或两者的组合，可以解决对假体直径的控制。对径向膨胀力的改变通常以与直径相关的方式发生，并且可以外在地或内在地发生。图56A、58和74A的径向约束物690、袖口691和机械止动件730分别是外在径向约束物的实例，其一旦达到预定直径，可以限制或抵抗假瓣膜组装体310的直径改变。
控制直径的其它方法可以通过控制膨胀力，使得它不膨胀超出预定直径，而内在地起作用。这可以通过利用某些金属合金如镍钛诺的形状记忆效应来实现。如前所述，当镍钛诺假体暴露于体温时，它将从压缩直径膨胀到它的最初直径。在镍钛诺假体膨胀时，随着假体膨胀接近于它的最初直径，它将施加减小的径向膨胀力，从而在达到它的最初直径时达到零径向膨胀力。因而，形状记忆合金如镍钛诺的使用是提供内在径向约束的一种方法。在压缩过程中弹性变形的非形状记忆材料在返回到它的最初形状时也将显示出类似的与直径有关的膨胀力。
先前所述的控制直径的其他方法是改变作用于支撑体或假体的径向向内或反冲力。反冲力是指阻止瓣膜支撑体保持期望膨胀直径的作用于瓣膜组装体的任何径向向内力。反冲力包括但不限于由周围组织施加的径向向内力以及由假瓣膜组装体310的弹性变形引起的力。对抗或减小反冲力有助于保证将假瓣膜组装体310展开到期望直径或直径范围，特别是在原生瓣膜处。例如，在展开图37、38、56A、57和58的假瓣膜组装体310时，可能出现一些反冲或直径减小，其可能阻止瓣膜组装体310的部分达到其预定或期望直径。通过例如用气球施加膨胀力，该膨胀力对瓣膜组装体310的材料施加超过它的屈服点应力，以引起塑性或永久变形而非弹性或短暂变形，可以减小此反冲。类似地，在径向向内解剖结构力已经减小该部分的期望直径的情况下，可以使用气球膨胀，以使瓣膜组装体310的自膨胀部分进一步膨胀。瓣膜组装体310的自膨胀部分超过它的屈服点的气球膨胀提供了至较大直径的塑性变形。
除利用气球导管使瓣膜组装体310变形超出它的屈服点以外，考虑了用于减小反冲的其它手段。在本发明的优选实施方案中，除瓣膜组装体310以外或代替瓣膜组装体310，可以使分开的支架相对于心环110膨胀。分开的支架可以进一步推回切除的瓣膜的原生瓣膜片或残留物，并且减少这些结构对瓣膜组装体310的反冲力。如果在瓣膜组装体310的展开以前，相对于心环110展开分开的支架，则相对于环110施加较大的膨胀径向力，而没有相反地影响支撑瓣膜312的中心支撑带314所期望的受限制的膨胀径向力。备选地，分开的支架可以在瓣膜组装体310之后展开，并且有利地用于减小由用于形成瓣膜组装体310的材料的塑性变形所引起的瓣膜组装体310的反冲。分开的支架可以是自膨胀的或可气球膨胀的，或它们的组合。
用于解决反冲的另一种手段涉及提供具有另外特征的先前所述的径向约束物和机械止动件布置，所述另外特征在瓣膜组装体310处于它的预定直径时，形成干涉配合。通过形成干涉配合，径向约束物或机械止动件将抵抗进一步的膨胀和来自反冲的再折叠。图73A至73E描绘了与瓣膜组装体310整体成形的具有抗反冲构造的径向约束物的一个实施方案。在此实施方案中，径向约束物的每一个节段包括一对具有近端714和远端716的突出体712。近端714整体成形并且附着到瓣膜组装体310，而远端716不附着。每一对突出体712被配置使得，在未膨胀状态中，一个突出体712的远端716接近另一个突出体712的近端714，并且随着瓣膜组装体310径向膨胀，远端716逐渐靠近在一起。远端716包括多个齿718，其用于在彼此接触时，在远端716之间提供干涉配合。所形成的干涉配合将抵抗瓣膜组装体310的进一步径向膨胀和折叠两者。如先前所述，折叠可能由用于瓣膜组装体310的材料的内在弹性性质或由包围瓣膜组装体310的组织施加的径向向内力所致。干涉配合可以在如图72B和72C中描绘的，从自膨胀状态至额外膨胀状态的膨胀范围上提供。这允许甚至在随着进一步调节膨胀直径通过气球导管将自膨胀瓣膜组装体310进一步膨胀到额外膨胀状态时，干涉配合也起作用。突出体712的长度将确定提供的径向约束物的量。较短的突出体712具有在较短距离的径向膨胀以后彼此接触的远端716，而较长的突出体712将在较长距离以后形成干涉配合。
图75A和75B描绘了具有抗反冲特征的径向约束物的另一个实施方案。来自图74A和74B的角止动件730提供有凹口736，其与从邻近表面732的瓣膜组装体310突出的插销738形成干涉配合。当瓣膜组装体310膨胀时，角止动件730将最终紧靠表面732，以阻止进一步的膨胀。在瓣膜组装体310膨胀时，插销738还将移动更靠近凹口736。在达到预定直径时，插销738与凹口736形成干涉配合，其抵抗折叠至更小的直径。考虑的是，可以将气球导管用于将瓣膜组装体310膨胀到期望直径，并且将插销738接合到凹口736。
尽管形状记忆和非形状记忆基假体都提供直径依赖的膨胀力，该直径依赖的膨胀力在达到它们的最初形状时达到零，但是通过改变用于配置支撑体或假体的丝或结构的粗度，可以进一步更改施加的力的程度。假体可以配置有较粗的丝，以提供用于抵抗例如位于原生瓣膜部位的较大径向向内力，但是当所述假体到达它的预定直径时，所述较大的膨胀力仍将减小至零。对丝粗度的改变不需要在全部支撑体或假体上均匀发生。丝粗度可以在支撑体或假体的不同圆周之间，或在丝结构的直部和弯曲部之间变化。如图59中示例的，减小的直径702可以围绕丝的纵轴大体对称。备选地，如在图60中，减小的直径704可以是不对称的，其中沿相对于丝的纵轴的丝弯曲部或波动部的较小曲率的直径减小更大。在其中具体膨胀力对周围组织的施加比假体的部分达到的实际直径更具重要性的假体的部分，可以采用各种用于控制直径的方法，以提供期望的膨胀力。假体的这些部分可以包括用于锚固和封闭的区域，如轴向楔合部或先前所述的锚固体。
参考图61，提供了一种用于展开使用分开的支架的本发明的优选实施方案的方法。该展开方法包括将导向丝640经由静脉途径642插入，并且经由通过引用而结合在此的已知经间隔途径从右心房644通到左心房646。在经间隔刺穿以后，将导向丝640进一步从左心房646导向通过二尖瓣648，达到左心室650，并且通过主动脉瓣膜652。经由动脉途径插入导引器(未示出)，并且通过导引器插入圈套器(未示出)，例如，Amplatz圈套器(Microvena，MN)，以抓住导向丝640的远端并且使导向丝640通过导引器到达身体之外。在导向丝640的两个末端在身体外的情况下，从静脉途径642和动脉途径654两者可获得通向植入部位的通路。在图62中，使用通过引用而结合在此的众所周知的瓣膜成形术程序，通过气球导管656将主动脉瓣膜652预扩张。然后如上所述，通过使递送系统从静脉途径或动脉途径通过，植入假体。如在图63中示例的，在将假瓣膜658植入在原生瓣膜652的水平以上的情况下，可以使用动脉途径654植入假体658。如在图64中所示的，可以将气球导管660经由静脉途径642通过，以进一步替换原生瓣膜652和/或进一步将下支架662固定于环。钩664，图65中所示，将递送导管连接到假瓣膜658，允许假瓣膜658定位的完全控制，直至操作者选择完全释放并植入假瓣膜658。然后可以将分开的支架通过静脉途径642在瓣环植入，以进一步推回原生瓣膜或瓣膜残留物并减小来自这些结构的反冲力。使气球660经由静脉途径642通过避免了干扰其上定位的假瓣膜658。在通过静脉途径642切除原生瓣膜652或瓣膜残留物之前通过动脉途径654植入替换瓣膜658，可以减小与在植入替换瓣膜658之前推回原生瓣膜652时的大量主动脉反流相关的危险。减小大量主动脉反流的危险可以对操作着提供用于定位替换瓣膜658的额外时间。
进一步考虑的是，在本发明的优选实施方案中，瓣膜组装体310还包括本领域技术人员众所周知并且通过引用结合在此的药物流出组分。此药物流出组分可以是表面涂层或结合到瓣膜组装体310的各种部分的基质系统，所述瓣膜组装体310的各种部分包括但不限于中心支撑带314、锚固体316 318、瓣膜312、线圈元件352或丝342。表面涂层或基质系统可以具有扩散型、侵蚀型或储器基药物释放机理。包括药物流出组分的药物可以包括抗生素、细胞抗增殖和/或抗血栓药物。药物，如本文中使用的，包括但不限于任何类型的生物治疗分子。具体药物包括但不限于放线菌素-D、batimistat、反义寡核苷酸(c-myc antisense)、地塞米松、肝素、紫杉醇、紫杉烷类(taxanes)、西罗莫司、他克莫司和依维莫司。
如先前提及的，用于植入假体和/或切除原生瓣膜小叶的系统的一个实施方案考虑了维持在切除和植入程序过程中跨越原生瓣膜部位的血液流动。通过维持跨越原生瓣膜的血液流动，可以减小或避免体外循环或外周主动脉-静脉心脏辅助的使用以及它们的副作用。体外循环和外周主动脉-静脉心脏辅助的主要副作用包括神经缺损、增加出血和大量气泡栓塞。图50至52描绘了用于在此程序期间保持血液灌注的本发明的一个实施方案。此实施方案包括血液泵600以及定位在切除系统的管状导管2的壁中的开口602。当将管状导管2定位在切除部位时，血液泵600允许跨越切除部位的连续血液流动，否则跨越切除部位的血液流动将会在切除程序过程中被中断。血液泵600可以包括电动机、轴和叶轮。血液泵600可以通过管状导管2的通道15插入。电动机连接到轴604，所述轴604又接合到叶轮606。电动机能够旋转轴604，从而导致叶轮606旋转。叶轮606包括近端608、远端610以及沿叶轮606的纵轴成角度的多个肋片612，使得当叶轮606在一个方向上旋转时，肋片612能够将血液从近侧至远侧方向移动。当叶轮606在另一个方向上旋转时，肋片612能够在远侧至近侧的方向上移动血液。在任一方向上旋转叶轮606的能力允许，但不限于，将血液泵以相对于心脏瓣膜顺行和退行的方法使用。血液泵大体上定位在导管开口602附近。血液泵具有约4mm的外径，并且导管的通路具有4mm的内径。导管开口602具有约4mm的纵向长度。导管开口602可以包括沿管状导管2的圆周设置的多个小室。为了在该程序的植入部分期间减小通过管状导管2的血液流动的中断，导管开口602应当优选距导管2的顶端约30mm或在钟形套6a的远侧。导管开口602的此定位减小了导管开口被替换瓣膜闭塞的危险。
图50描绘了血液泵600的一个任选特征，其进一步包括叶轮套614，所述叶轮套614具有至少一个近侧套开口616和至少一个远侧套开口618。套614保护管状导管2的通路15免受旋转叶轮600的潜在破坏。取决于叶轮600的旋转方向，近侧616和远侧套小室618提供了血液从叶轮的流入和流出。
为了在该程序的植入部分期间减小通过导管2的血液流动的中断，导管开口602应当优选距导管的远侧顶端至少约30mm或在钟形套6a的远侧，以避免导管开口602被替换瓣膜闭塞。
图53和54描绘了一个备选实施方案，其中血液泵620位于假体递送系统中的第二导管622中。一旦血液泵620和第二导管622在适当的位置，就在分开的导管622上滑动假体递送系统624以定位用于植入的假体，同时避免分开的导管622中的血液流动的阻滞。在此实施方案中，递送系统的直径优选为约8mm。
现在描述一种在假体植入过程中使用血液泵的方法。此程序可以在荧光透视检查和/或经食管心动描记术下进行。图66显示了通过腋动脉666构成的血管通路。导向丝668被插入通过主动脉瓣膜670，并且进入到左心室672中。在图67中，血液泵674被插入到在主动脉678内的导向丝668上通过的空心导管676中，并且被推动到左心室672中。启动血液泵674，以保证瓣膜替换期间来自左心室672下游的约2.5L/分钟的稳定并充分的血液流动。图68描绘了瓣膜假体680，其保持在递送系统682上，并且通过在血液泵导管676上滑动定位。借助放射照相标记物，将假体680大体定位在瓣膜环684和冠状口686附近。如在图69和70中所示，将覆盖假体680的鞘688拉回，并且如前所述展开假体680。将递送导管连接到假瓣膜的导管钩690允许对假瓣膜定位的完全控制，直至操作者选择完全释放并植入假瓣膜。可以将之前描述的任选锚固钩大体展开在环、心室和上行主动脉附近。锚固钩的展开可以由气球导管的径向膨胀增强，其进一步将所述钩接合到周围结构中。停止血液泵674并且将血液泵导管676移去。在本领域技术人员熟悉的其它部位，可以适配其它构造用于替换瓣膜。
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参考图76，本发明包括，如同上述其它实施方案，由形成小室804a的多个结构构件802a构成的假体框架800a。小室804a可以具有一种或多种形状，并且被以遍及假体框架800a的至少一部分的大体重复图案布置。在图76中所示的实施方案中，构件802a在构造上大体上是直的，并且大体上形成菱形形状小室804a。在其它考虑的实施方案中，例如图77A和77B中所示的那些，假体框架800b包括多个结构构件802b，其至少部分地具有大体上弯曲的或正弦的(sinusoidal)构造以形成小室804b。同样，小室804b可以具有一种或多种形状，并且被以遍及假体框架800b的至少一部分的大体重复图案布置。与图76中所示的构造相比，弯曲的结构构件802b可以分配与跨越更多个构件的收缩和膨胀相关的力，在图76中所示的构造中，力可以被更特定地施加到构件802a的连接点或接合处806a。通过将应力遍及假体框架800b的较大部分分配，可以减小结构破坏的危险，从而允许增加假体框架的收缩和膨胀构造之间的膨胀尺寸比。考虑的是，可以配置假体框架800a和800b的部分，使其为了递送而在直径上收缩至约7mm，并且可以以不约束的方式膨胀到约55mm以上的直径。这样的膨胀比不能期望使用现有瓣膜框架设计而获得。
如图77A和77B中所示，假体框架800b的至少一个实施方案具有重复小室构造，每一个包括具有至少一个拐点808b的结构构件802b的四个节段，所述至少一个拐点808b将一个相对凸曲率与一个相对凹曲率分开。在一个这样的实施方案中，小室804b的一些是轴向、径向和在直径方面(diametrically)对称的。在其它实施方案中，单独小室804b的一些在至少一个方面，或在全部方面中可以是不对称的。在任一情况下，考虑的是，框架800b可以包括具有同类小室形状的部分以及具有不同类小室形状的部分。这样的实施方案的实例显示于图78和79中。在图78中，假体框架800c包括对称小室804c的同类图案，尽管具有在每一个小室804c中至少一个接合处806c被打开的另一种任选考虑特征，如所示的。在图79中，假体框架800d包括不对称小室804d的不同类图案。本领域的普通技术人员应当认识到，可能的变化非常多，其限制仅在于在原位展开时的有效自膨胀或气球膨胀使得框架以期望的方式相应于原生腔。
在另外其它的实施方案中，小室不对称性可以由不同的结构构件构造提供，其中构件尺寸、厚度和横截面形状或面积是变化的。这样的变化示例于图80A至80E中。如所示的，结构构件的节段的横截面形状可以包括多种形状的任何一种或多种，包括但不限于圆形(图80A)、椭圆形、梯形(图80B)、多边形(图80C)、方形(图80D)和矩形。如在图80D中示例的，横截面形状的拐角，如果存在，可以成角、圆化或平滑至变化的程度。假体框架的拐角、尖端部和表面可以使用机械抛光、电抛光或本领域已知的不同表面改造的另一种进行加工。在两个相邻结构构件的任一接合处会聚的情况下，得到的横截面可以是两个结构构件的组合横截面，例如在图80E中示例的，其显示了在一起的两个图80D的构件。在备选方案中，在接合处的宽度可以小于或大于两个相邻结构构件的组合宽度。
如以上提及的，任何一个结构构件可以在它的长度上，包括在单独的小室的长度内，具有非均匀横截面，以在小室内并且跨越由这样的结构构件限定的多个小室产生非均匀径向力。这种非均匀性也可以有益于减小与收缩和膨胀相关的局部应力。
对于每一个小室，可以不对称地定位邻近小室之间的构件的接合处的位置。作为实例，图81示例了假体框架800e，其包括用于形成不对称小室804e的由曲线而成的结构构件802e。在一个由图82示例的备选实施方案中，假体框架800f包括结构构件802f，其以大体上锯齿状构造形成，以形成对称或不对称的小室804f。通过将与径向膨胀和收缩相关的应力分配到接合处之间的许多点，锯齿状构造据认为对例如图76中所示的那些的其它直的构件进行了改进。对于以上实施方案，假体框架可以配置具有小室的不同类图案或同类图案，或两者。
在本发明的另一个考虑的实施方案中，由图83中的实例所示，假体框架800g可以包括不连续的小室804g，其由小室间分支或连接棒810g分开，所述小室间分支或连接棒810g设置在多个弯曲结构构件802g之间以连接单独小室804g。
对于本发明，假体框架的单独小室的特征可以在于它们的相对长度和宽度。通常优选的是，小室长度与宽度的比例为约0.5至约3.0，更优选约1.5至2.5，并且最优选约1.75至约2.25。具有通常在这些范围内的尺寸比的小室构造据认为具有改进的膨胀和结构特征。
参考显示对(例如)主动脉瓣膜和周围腔的施用的图84以及图85，考虑了由本文中所示的实施方案示例的具体假体构造，其中这种构造已经显示对支撑原生腔中的假心脏瓣膜非常有效。关于此考虑构造，以及其它的可能变化，提供了不对称小室的非同类图案，尽管其部分也可以包括同类图案。继续参考图84，本发明的一个实施方案包括包含非圆筒状框架822的心脏瓣膜假体820，所述非圆筒状框架822具有结构构件824的交叉图案，结构构件824接合以形成变化的尺寸和形状。
图84的非圆筒状框架822是以纵轴844通过其的完全膨胀状态显示的。优选地并且作为实例，心脏瓣膜假体820进一步包括由框架822支撑的三尖瓣组织瓣膜846。对考虑用于本发明的三尖瓣组织瓣膜的改进描述于题为“心脏瓣膜假体和制造方法及用途(HEART VALVEPROSTHESIS AND METHODS OF MANUFACTURE AND USE)”并且在2005年5月13日提交的共同未决申请序列号11/128,826中，将其通过引用而整个结合在此。非圆筒状框架822包括流入端848和流出端850，并且在它们之间有三个区：流入区852、流出区854以及定位在流入区852和流出区854之间的瓣膜支撑区856。框架822配置为收缩到小得多的尺寸以，作为举例，插入到用于在心脏瓣膜的部位展开的导管鞘中。
非圆筒状框架822优选包括具有同类和非同类小室图案的部分。一个或多个同类部分可以包括多个小室，其中邻近的小室具有相同的尺寸、形状和/或壁(结构构件)构造。在一个实施方案中，由图84中所示的实施方案示例，每一行小室是同类的，尽管两个以上的邻近行也可以是同类的，并且仍获得所示的具体实施方案的功能。然后，考虑的是，可以期望不规则性，在此情况下，一行非同类小室可以是有益的。同类部分还可以包括其中每一第一交替小室具有相同的形状、尺寸和/或壁构造的小室的第一交替行，以及小室的第二交替行，其与第一不同，但是其中每一第二交替小室具有相同的形状、尺寸和/或壁构造。
框架822的一个或多个非同类部分，至少在图84中示例的实施方案中，可以包括其中邻近小室不具有相同的尺寸、形状和/或壁构造的多个小室。例如，甚至在具有大体上相同尺寸的两个小室之间，它们的相对长宽比也可以不同。同样，甚至在具有大体上相同形状的两个小室之间，它们的相对尺寸也可以相当不同。在一个实施方案中，由图84中所示的实施方案示例的，沿纵轴844(从流入端848至流出端850)的邻近小室826在尺寸、形状和/或壁构造上不同。在此具体实施方案中，小室826在流出区856最大，在流入区852较小，并且在瓣膜支撑区854最小。在膨胀时，各种小室的形状也沿纵轴不同。小室尺寸、形状和/或相对大小的布置上的变化允许了假体框架内单独小室的径向膨胀程度上的显著不同。据认为，相对较大的小室尺寸通常允许在假体框架的这样部分的较大径向膨胀，而相对较小的小室尺寸通常限制或控制在假体框架的这些部分的径向膨胀程度。还认为，单独结构构件的横截面上的变化也将影响径向膨胀程度以及对其中进行展开的任何腔施加的径向力。非同类部分开也可以由小室的多个交替列或交替行组成，其中交替列或行的第一组在形状、尺寸和/或壁构造上是同类的，但是其余(balance)在形状、尺寸和/或壁构造上是非同类的。
对于一些实施方案，如图84和85中的一个示例的，流入区852可以从流入端848朝向瓣膜支撑区854向内逐渐变细。此大体锥形的构造有利地抵抗由从左心室至主动脉弓的血液流动产生的力，从而抵抗假体框架的迁移。当原位展开时，锥形构造被认为提供增加的径向向外力和/或与周围结构的摩擦阻力。流入端848的构造还可以设计为提供相对于左心室672的上表面的机械邻接表面，以抵抗假体的位移。在优选的实施方案中，通过小室和/或结构构件的构造变化，或通过具体小室布置，可以提供增大的由流入区868施加的径向向外力。将预期的是，基于此教导，本领域的普通技术人员可以将各种参数最优化，以产生符合具体需要的框架。
仍参考图84和85，在本发明的一个实施方案中，瓣膜支撑区854配置用以支撑瓣膜，例如三尖瓣组织瓣膜846。如以上解释的，具有创造性并且重要的是，支撑框架的部分具有沿框架长度的变化的膨胀和径向力。对于此具体实施例，瓣膜支撑区854配置为保证在展开时的控制膨胀。具体地，瓣膜支撑区854的小室826被布置和/或配置为膨胀到限定的或预定的最大直径。如以上解释的，控制支撑瓣膜的框架部分的膨胀直径提供了对瓣膜小叶的接合性的较大控制。这保证了直接支撑在其中的瓣膜864尽可能有效地原位起作用。如果允许在瓣膜支撑区854的框架822不充分膨胀，则小叶可能重叠至不期望的程度，从而导致较不有效的血液流动。如果允许瓣膜支撑区膨胀过多，则将出现类似的结果。
瓣膜支撑区854包括大体上轴向弯曲或凹入的构造，或全部超环面(toroidal)的构造，如由图84中的实例所示。这种构造可以进一步抵抗从期望或最佳瓣膜支撑区膨胀构造的偏差，因为由周围结构的解剖和病理变化所致、从流入区852和/或流出区856施加的机械应力中的变化，将被沿中间区弯曲结构的整个长度分散，从而最小化或阻止对中间区膨胀达到它的限定或最佳膨胀构造的任何影响。对比地，具有更加圆筒状形状的假体框架可能更不可预知地通过纠结或弯曲而响应患者解剖结构中的变化，从而扰乱抵抗邻近区的膨胀变化的瓣膜的几何结构。通过对抵抗邻近区的膨胀变化的薄膜支撑区提供一致的膨胀构造，得到一致的瓣膜几何结构并且可以改进瓣膜功能。将假体框架的一个或多个部分限制到通常小于周围解剖结构的腔和潜在解剖结构变化的范围的膨胀尺寸，可以提供具有可再现瓣膜构造的假体设计，而没有不适当地将限制框架膨胀的横截面面积限制到削弱血液流动速率的程度。
如所解释的，瓣膜846的瓣膜小叶(或在框架内支撑的任何类型的瓣膜的开口)优选定位在瓣膜支撑区854中，因为它的横截面面积和/或形状的再现性和可预知性有助于维持期望的瓣膜几何结构和这些小叶的接合性。在本发明的备选实施方案中，瓣膜组装体的其它部分(例如，接合部)可以定位或接合到流入区852和/或流出区856，以提供瓣膜组装体沿假体框架822的较大部分的改进的支撑和稳定性。跨越假体的两个以上的区的瓣膜组装体可以有助于分散作用于瓣膜组装体的机械力。
考虑的是，关于本发明，例如关于图85中所示的实施方案，可以将框架822的瓣膜支撑区854配置成在展开时在主动脉瓣膜环之上的上环(supra-annular)定位；即，支撑假瓣膜846的瓣膜支撑区854优选定位在原生瓣膜之上。这提供了至少两个优点：1，它允许不受原生腔束缚的瓣膜支撑区854的更大的控制膨胀；和2，它提供了用于瓣膜开口或瓣膜组装体的更大空间，因为不受通常狭窄的原生瓣膜场所的腔的束缚。意在至少占据上环区域的假体框架的有限膨胀还可以是有利的，因为它可以阻止假体框架822进入其它身体结构中的不必要膨胀。例如，通过限制在瓣膜支撑区854的假体框架822的膨胀，并且提供在假体框架822和主动脉根或芽882的壁之间的空间880，可以避免冠状口884被假体框架822闭塞。框架822和冠状口884之间的充足空间880还将允许使用冠状导管达到口884，以在假体框架822的展开以后，在必需时，进行用于诊断或治疗目的的冠状导管插入。通过假体框架822的小室826中的小室或可以在假体框架822中提供的其它小室，冠状导管可以达到包围假体的空间880。
作为实例仍参考图84和85，假体框架822的瓣膜支撑区854和流出区856还可以进一步配置有沿在从瓣膜支撑区854朝向流出端850的方向上的纵轴844的增加的横截面尺寸。这样做的除其它原因以外的目的是，抵抗由上行主动脉中的血液柱的回流力所致的迁移或位移。尽管通常认为沿前进血液流动的方向，即从左心室至主动脉，主动脉瓣膜假体迁移较大，但是由心脏收缩后的血液回流施加的力可能相等或更大。在心脏收缩期间流过主动脉瓣膜的血液的量通常等于左心室的每搏量，通常约25ml至约75ml，如果患者具有由主动脉关闭不全所致的加宽的左心室672，则更大。然而，假定的是，在心脏收缩的收缩阶段完成时，引起主动脉瓣膜闭合的血液回流由上行主动脉和主动脉弓中的整个血液柱产生，这导致比心脏收缩期间施加的前进力大得多的回流力。因而，假定的是，使用认为回流力等于或大于前进迁移力的定向或非定向锚固或固定结构，可以最优化或改进假体框架的锚固。还应当注意，本文中公开的假体框架实施方案可以包括在近侧、在远侧或在它们之间定位的不连续的锚固体，以进一步增强原位迁移的减少(在没有消除的情况下)。
考虑的是，如由图84和85的实施例示例的，本发明的假体可以包括非均匀直径框架，其中不存在具有不变的直径的假体框架的基本上连续部分。而且，本文中所述的假体框架可以是自膨胀的或可经气球膨胀的。
在本发明的一个实施方案中，处于膨胀构造的假体框架822的流入端848的直径为约15mm至约40mm，优选约25mm至约30mm，并且最优选约26mm至约29mm。在一个实施方案中，处于膨胀构造的假体框架822的流出区856的最大直径为约35mm至约65mm，优选约40mm至约60mm，并且最优选约45mm至约55mm。假体框架822的瓣膜支撑区854的限制直径可以为约18mm至约30mm，优选约20mm至约28mm，并且最优选约22mm至约24mm。处于膨胀构造的实际的原位或体内直径可以取决于个体患者的解剖结构和病理而变化。
考虑的是，可以使用本领域中已知的多种工艺中的任何一种制造这些上述实施方案的任何一种的假体框架。从金属管状结构激光切割假体是一种优选的方法，但是还可以使用其它的方法，例如将多个丝元件熔合在一起，或将一个或多个丝元件弯曲成假体框架。关于激光切割，取决于所期望的期望完全膨胀构造，起始管材可以具有均匀的直径或具有变化的直径。同样取决于期望的膨胀构造，切割到管中的狭缝或小室可以具有均匀的尺寸或具有变化的尺寸。
如以上解释的，考虑的是，将假体框架822配置使得在展开时，可以将它定位，以通过流入区852的锚固功能被限制在原生瓣膜环处，假体框架822的上部仍可以经受归因于原生腔的轮廓的非计划中的或不期望的横向移动。为了使这种移动最小化，假体框架822优选配置使得在流出区856的扩大的径向横截面将接合或被定位，从而接近接合原生腔的邻近壁。考虑的是，如果由图84和85中所述的实施方案示例的进行本发明，则假体框架822的流出区856将沿它的周长的至少一个或多个部分邻接主动脉腔，以维持假体框架在期望位置中的取向。
至少图84和85中示例的实施方案的另外的特征在于，在流出端850的假体框架822的直径小于邻近其的流出区856内的直径。在一个具体实施方案中，流出区856包括大体球茎状的结构，其意欲占据主动脉芽882或上行主动脉中的空间的相当部分。具有大体球茎状构造的优点在于，在展开过程中潜在地使对上行主动脉的创伤最小化。如在展开中考虑的，在从外周动脉通过主动脉瓣膜部署假体时，流出端850可以是从递送导管释放的假体框架822的最后部分。在流出区856的相对大的膨胀比以及不受束缚的自膨胀的突发率的情况下，考虑的是，在一些情形中，流出端850可能对主动脉的腔具有破坏的危险。通过径向向内地使处于膨胀构造的流出端850逐渐变细，可以减小此危险。
本发明适于放置在主动脉瓣膜环，如图85中所示。就此而言，非圆筒状框架822的流入区852配置为，当植入时，以框架的膨胀构造对周围结构施加径向向外力。如果需要，该径向向外力可以推开现有的瓣膜部件，以增大可用于血液流过瓣膜的横截面面积。尽管图85中所示的原生瓣膜小叶已经被推入左心室中，但是可以将一个或多个小叶推入主动脉中。径向向外力还可以对可能由血液流动、心肌收缩和其它因素所致的假体迁移提供摩擦阻力。
尽管瓣膜假体可以使用基本的递送导管和保持鞘植入，例如像先前参考图55描述的，但是当将自膨胀结构从保持鞘释放并膨胀时，它具有将框架的余下部分从导管和鞘之间牵出的倾向，从而导致关于器件的过早展开的自膨胀结构的“弹出(springing out)”或“跳出(jumping out)”效果。参考图84，假体框架822的流出区856或流出端850可以进一步包括一个或多个，并且优选两个以上的接合结构888，其用于将假体框架822的一部分保持在递送导管上，以允许假体框架以受控方式的部分释放。为了移去器件或重新定位完全展开的器件的目的，接合结构888还可以用于接合展开的假体框架。
在本发明的一些实施方案中，递送导管和保持鞘可以包括用于增强假瓣膜植入的其它特征。在一个实施方案中，使用机械控制件如刻度盘(dial)或滑动片(slide)，可以在导管上向近侧驱使保持鞘的收回。机械控制件可以在鞘收回中的点提供一个或多个掣子(detents)或其它类型的止动机构，在所述鞘收回中的点，进一步的收回可能导致显著的作用，例如假体框架的初始释放和/或接合结构(如果有的话)的释放。该掣子或止动件可以对操作者提供触觉反馈(即，对进一步移动的暂时阻力)，或需要改变的用户干涉(即，转换方向或激活按钮或插销)以进一步收回鞘。
在本发明的一些实施方案中，递送导管和保持鞘可以包括具有用于收回鞘的不同机械优点的机械控制件。在一个实施方案中，可以在近侧导管上提供刻度盘控制件，以缓慢地缩回鞘，从而在器件的初始定位过程中允许对假体释放的精细控制。一旦将器件展开到其中剩余假体的释放将基本上不影响期望的瓣膜位置的程度，就可以将滑动片控制件用于快速收回剩下的鞘并且完全释放假体。
如先前所述的，尽管假体框架的结构构件可以被配置为提供相对于现有支架型框架更大的膨胀比，但是由于瓣膜组装体在假体框架中的存在，以及在不破坏瓣膜组装体的情况下可以减小处于递送构造的假瓣膜轮廓的有限程度，与承载有冠状支架的递送导管相比，承载假瓣膜的递送导管的直径可能更大。在一些情形下，递送导管的直径可以充分大，以排除现货(off-the-shelf)导引器鞘的使用，或为了使用鞘，需要超出预期的进入到血管中的开口。意识到的是，这种含有假瓣膜的递送导管的仅远侧部分可以具有较大的直径，并且接近假瓣膜的递送导管和保持鞘的截面和节段可以具有较小的直径。然而，一旦将递送导管的扩大直径部分初始插入到通路部位中，就不再可以将导引器鞘在递送导管上插入。为了克服此限制，在本发明的一些实施方案中，可以提供与递送导管成为整体的导引器鞘，其能够沿递送导管体滑动接近含有假瓣膜的部分。一旦插入递送导管的假瓣膜部分，则成为整体的引导器就将与递送导管的减小直径部分一起进入通路部位中。一旦完全插入成为整体的导引器，就可以使用导引器将递送导管的剩余部分滑动通过通路部位。成为整体的导引器还可以具有本领域技术人员已知的剥去特征，从而可以将它从递送导管移去，同时递送导管的远端保留在身体内。
由于距身体上的插入或通路部位的距离可能是从假瓣膜的植入部位的相当长的距离，因此可以沿递送导管和/或保持鞘的长度提供一个或多个径向硬化元件，以提供充分的“可推性(pushability)”或柱强度，从而适当地跨越相当长的距离操纵递送导管的远端。然而，这样的硬化可能限制导管的挠性。例如，当将假瓣膜经由股动脉插入并且通过下行主动脉达到主动脉弓时，递送导管的僵硬性很可能引起递送导管遵循在导管体上产生最小量的机械应变的途径。参考图86，这导致递送导管890在腔中离开中心地置于上行主动脉678或主动脉芽884的一个侧面。这样的导管可能难以在主动脉腔中更加中心地操纵并导引或通过具有小的中心腔的狭窄主动脉瓣膜。为了提供具有适当的柱强度并且还具有足以相对于横截面腔位置进行操作的挠性的递送导管890，可以在递送导管体或保持鞘上分开约180度布置径向硬化元件。这对位于两个间隔分开的硬化元件之间的递送导管提供了弯曲面。
为了在心血管系统的腔中操纵递送导管890，可以使用多种机构或器件中的任何一种。例如，递送导管和/或保持鞘可以包括已知的操纵丝，其可以由用户在近侧导管末端驱使，以引起远侧导管顶端的弯曲。在本发明的另一个实施方案中，如在图87A和87B中示例的，分开的圈套器892可以用于捕获递送导管890和/或导管导向丝的远端，其可以有角度牵拉或将导管890导引到期望的场所或路径。圈套器892可以提供在包括递送导管系统和假瓣膜的工具盒中。
在一个实施方案中，由图88A和88B中的实例描绘，在现有假瓣膜896或假管道附近植入可自膨胀假瓣膜894。现有假瓣膜可以是手术植入的瓣膜896，如图88A中示例的，或最小侵入地插入的瓣膜。自膨胀假瓣膜896可以更好地适于在具有现有假瓣膜896的患者中植入，如图88B中示例的，因为自膨胀假瓣膜894适于对现有假瓣膜施加充分的径向力，以封闭、锚固和/或在现有假瓣膜的部位提供适当的腔直径。对比地，可气球膨胀的假瓣膜将很可能需要过膨胀的程度，使得假瓣膜的最终构造，在气球放气之后的反冲以后，能够施加充分的力和/或具有最终预定直径。然而，已有假瓣膜将阻止或限制用于在现有假体的部位植入可气球膨胀假体所需的必需过膨胀，因为现有假体缺乏平的硬化组织的顺应性。
如在图92中示例的，外周地进入动脉脉管系统，并且使递送系统导管920退行通过主动脉以到达主动脉瓣膜，可以进行假瓣膜820的退行递送(相对于血液流动的方向)。递送系统导管920典型具有限制鞘922，其首先释放假瓣膜820的流入端848。通过首先释放流入端848，可以在释放假瓣膜820的剩余部分之前，将假瓣膜820锚固到瓣膜环916。在瓣膜环916的此初始锚固作用减小了在释放假瓣膜820时可能出现的潜在位移或移动。
参考图93，假瓣膜820还可以使用前进递送程序植入，例如通过先前所述的经间隔途径。对于前进递送，典型将假瓣膜820安装到处于退行递送的相反取向的递送导管920中，即，将朝向相对于假瓣膜820的流入端848的递送导管920的远侧顶端924安装假瓣膜820的流出端850。同样，当使用具有常规后拉限制鞘的递送导管920时，优选将用于在递送导管920上保持假瓣膜820以抵抗自膨胀假瓣膜820的“弹出”的递送导管920和/或假瓣膜820上的任何结构适用于保持假瓣膜820的流入端848。尽管假瓣膜820可以通过具有后拉鞘922的常规递送导管920递送，但是这种导管920失去了首先将假瓣膜820的流入端848释放在瓣膜环916上的优点，代替的是，假瓣膜820的流出端850被首先释放在主动脉芽882中。流出端850的植入缺乏上述退行递送程序中发现的初始锚固特征。
参考图95和96，在一个实施方案中，通过使用具有可以被推进的限制鞘928(图95)而非被拉回的鞘922(图96)的递送导管926，可以解决前进递送程序的缺点。参考图94，可以被推进的鞘928允许了首先释放假瓣膜820的近侧部分，可以首先释放假瓣膜820的流入端848，以在瓣膜820的剩余部分释放之前锚固在瓣膜环916的假瓣膜820。使用近侧释放导管926递送假瓣膜820的另外的优点在于，它允许了用于退行递送的相同假瓣膜820的使用，因为在假瓣膜820上的保持结构，若有的话，将仍安置在假瓣膜820的流出端850上。
参考图95，近侧释放导管926包括包围可以容纳压缩的假瓣膜(未示出)的保持空间930的限制鞘928。限制鞘928与可移动内芯932连接或成为整体。通过在导管926的近端的用户操纵，可以将内芯932相对于导管926的外芯934向远侧转移。限制鞘928和/或可移动内芯932典型连接到导管926的逐渐变细的远侧顶端936。内芯932是配置为在导管926的外芯934的腔938内移动或滑动的细长构件。在内芯932向远侧移动时，它向远侧推动远侧顶端936和限制鞘928，以暴露假瓣膜(未示出)的近侧部分。这与其中向近侧拉回限制鞘922以首先释放瓣膜的最远侧部分的图96中所示的常规递送导管920不同。
再参考图95，导管926的外芯934具有远端942和近端944，并且配置为与压缩的支架一起在导管926的保持空间930内配合。外芯934的远侧942配置为抵抗假瓣膜的流出端的远侧位移，并且维持当向远侧推动限制鞘928时假瓣膜的相对纵向位置。外芯934的远端942可以具有可以邻接假瓣膜的流出端的凸缘或增加的直径。在一些实施方案中，外芯934的远端942还可以包括用于抵抗来自弹出力的假瓣膜的近侧位移，所述弹出力在允许假瓣膜的近端从保持鞘928膨胀时产生。对于所述的用于退行瓣膜递送的导管，保持结构可以包括突出体或缺口，其插入瓣膜支撑框架的小室结构，或与瓣膜支撑框架上的互补保持结构接合。
外芯934的近端944向远侧逐渐变细并且接合到导管的剩余部分的远端。通过减小在通过膨胀的假瓣膜的腔收回保持鞘928时对瓣膜小叶的创伤，逐渐变细的构造促进向远侧转移的限制鞘928的移去。在已经植入假瓣膜以后，限制鞘928和导管顶端936位于植入的瓣膜的远侧。如果将限制鞘928照现在的样子通过植入的瓣膜的腔收回，则限制鞘928的近端954可能容易地抓住瓣膜小叶并且破坏它们。这是因为小叶被配置为用于通过瓣膜腔的血液的前进通路，而非用于将有助于限制鞘的收回的退行通路。为了减小小叶破坏，通过外芯934的逐渐变细的近端944的帮助，将导管926的外芯934向远侧推动通过植入的瓣膜，直至外芯934的近端944的外围部分逐渐接触限制鞘928的近端954。一旦这种情况出现，外芯934的近端944就将保护限制鞘928的近端954免于挂住瓣膜小叶，并且导管体926将维持瓣膜小叶处于打开位置。然后可以将递送导管926通过膨胀的植入物收回并且从患者移去。
内芯932和远侧顶端936典型将具有沿它们的长度的纵向腔940，使得导管926可以在导向丝上通过，以促进假瓣膜的定位和植入。在本发明的其它实施方案中，导管可以被配置为仅具有通过导管的远端顶端的短的贯通腔的快速交换导管。在不同的实施方案中，在导管中可以不存在导向丝腔，但是导管的远侧顶端可以具有向远侧延伸的导向丝。通过提供用于初始插入到瓣膜口中的较小导向结构，远侧导向丝有助于将导管插入到瓣膜口中。在一些实施方案中，远侧导向丝可独立于导管之外地操纵，但是在其它的实施方案中，通过操纵导管本身可以操纵远侧导向丝。
除通过经间隔途径的假瓣膜的前进递送以外，使用手术或胸腔途径，凭借通过心脏的心肌直接提供的通路，如经心尖(transapical)通路，也可以植入假瓣膜。此经心尖途径与常规开心外科手术相比可以是有益的，因为它a)比开胸腔通路较小侵入性，b)可以与心脏搏动程序一起使用，和c)可以用于治疗心胸外科医生不愿意打开的钙化主动脉狭窄。经心肌途径还可以提供达到可能难以经腔达到的多重心瓣膜和/或心的容易性。与血管内退行途径相比，经心肌途径可以a)允许在具有小的或曲折的主动脉或外周血管通路的那些中植入假瓣膜，b)减小在将导管通过钙化的脉管系统时移去栓子的危险，和c)允许通过钙化和狭窄瓣膜的通路，由于来自原生瓣膜小叶的定向阻力，通过前进途径比退行途径更容易。
在一个实施方案中，以通常的消毒方式对患者进行准备和遮盖(draped)并且用可用的荧光透视和/或腹腔镜检查仪器以辅助器件的放置。在其它的实施方案中，可以将来自静脉内超声的成像用于促进植入。还可以在瓣膜植入以前插入栓子保护器件，以在手术期间提供对可能栓塞的钙化的保护。实现全身麻醉，并且通过在患者的肋骨之间切开切口以产生通向心脏的通路部位，开始外科手术。然后在心包膜和心肌中切开切口，以允许将导向丝朝向植入部位插入。在一些患者中，仅使右肺通气，而将左肺放气，以改善心脏在手术过程中的可视性。在一个优选的实施方案中，经心尖途径可以使用近侧释放导管，以将替换瓣膜递送到主动脉瓣膜部位。在其它的实施方案中，可以使用经心尖途径达到二尖瓣瓣膜、主动脉，或产生用于提供通向三尖瓣和肺瓣膜的在心脏的右侧底部中的切口。优选地，将系绳缝线(pursestring suture)放置在切口部位附近，因此在手术后可以快速实现止血。可以将多个切口用于提供多个通路部位。可以从导向丝相对的途径将圈套器插入到患者中，以促进导向丝插入。在插入过程中使用成像研究，以检验导向丝位置。然后将容纳折叠的假瓣膜的导管在导向丝上通到植入部位。可以在导管上提供不透射线物或其它可视化标记物以有助于瓣膜定位。一旦检验到递送导管位置，就向前推动递送导管的内芯，以推进限制鞘并且将瓣膜的近端释放在原生瓣膜小叶或环上。一旦锚固在环上，就可以将递送导管的内芯进一步向前推动，直至将瓣膜的剩余部分释放到主动脉芽中。在开始递送导管收回之前，检查瓣膜位置和适当的瓣膜功能。
然后将递送导管的外芯的逐渐变细的近端向前推进通过瓣膜小叶，同时大体上维持内芯的位置，直至外芯的逐渐变细的近端接触限制鞘的近端。一旦接触，就将递送导管的外芯和内芯一起收回，以防止限制鞘的近端挂住或破坏假瓣膜小叶。在从心脏收回递送导管时，将系绳缝线系紧，以减小进入到胸腔中的血液渗漏。在将递送导管从身体移去以后，可以将胸管插入到胸腔中，以维持肺的充气，直至任何漏气(如果存在的话)停止。通过心脏超音波检查或通过在闭合一个或多个开胸术切口之前的导管-基压力读数，检验瓣膜功能。
在图89中描绘的本发明的又一个实施方案中，可以将一种可膨胀假瓣膜898配置用于植入现有假瓣膜896或假管道中，使得除将现有假瓣膜896的瓣膜小叶推开以外，使现有假瓣膜896的接合柱902中的一个或多个变形或偏斜，以增加通过可膨胀假瓣膜898的血流的横截面面积。在一些实施方案中，在可膨胀假瓣膜898的植入之前，首先将气球导管或其它膨胀结构应用于一个或多个接合柱902，以使接合柱902塑性变形和/或增加接合柱902对于通过可膨胀假瓣膜898的膨胀的顺应性。在一些实施方案中，在不预先应用气球导管的情况下，可膨胀假瓣膜898配置为以充分的力膨胀，以使一个或多个接合柱902偏斜或变形。可膨胀假瓣膜898可以或不必需要与现有假瓣膜896的旋转或角度对准，以增强接合柱902的向外偏斜。角度对准可以通过放射照相、血管照相或血管内超声或其它可视化方法进行。
典型地，接合柱902在基本上径向方向上向外偏斜。并非全部的接合柱902需要被偏斜或偏斜到相同的程度或方向。在一些实施方案中，一个或多个接合柱902的末端904可以偏斜约1mm以上，约1.5mm以上，或优选约2mm以上。接合柱的偏斜还可以由偏斜度测量。在一些实施方案中，接合柱902可以偏斜约3度以上，约5度以上，约7度以上，约10度以上，或约20度以上。在其中现有假瓣膜896的接合柱902相对于可膨胀假瓣膜898的纵轴844在径向向内的方向上静止取向的实施方案中，一个或多个接合柱902可以偏斜到相对于纵轴844基本上平行的方向或径向向外的方向。
尽管在其中接合柱已经变形或偏斜的患者中使用的可膨胀假瓣膜的形状可以在形状上类似于上述非圆筒状假瓣膜，但是在一些实施方案中，可膨胀假瓣膜908可以具有逐渐变细的部分910，所述逐渐变细的部分910配置为楔合到瓣膜小叶和/或现有假瓣膜896的接合柱902，并且将它们向外偏斜。
如在图91中示例的，可膨胀假瓣膜914的瓣膜框架912可以或不必被配置或调整尺寸，以在植入时锚固或接触现有原生瓣膜918的环区域916，因为与瓣膜小叶900的接触可以足以将可膨胀假瓣膜914锚固在适当的位置和/或封闭可膨胀假瓣膜914免于泄漏。同样，并非配置用于在现有假瓣膜896中植入的本发明的一些实施方案，可以类似地配置为在原生瓣膜的瓣膜小叶锚固/封闭，而非在现有假瓣膜的环区域锚固/封闭。一般认为的是，由于环或环区域的刚性，在原生瓣膜或假瓣膜的环上的锚固对于非手术附着的假瓣膜的锚固是必需的，但是通过本发明的实施方案进行的血管照相研究表明，可膨胀假瓣膜908的锚固和或封闭可以主要在瓣膜小叶发生。如果在瓣膜环的锚固是不必要的或次要的，则可以与最小侵入性或经皮插入的假瓣膜一起使用较短的瓣膜框架，这可以增加假瓣膜908在递送导管上承载时的操纵性(manueverability)，从而促进这种器件的植入并且缩短进行植入手术所需的时间。
本发明在不背离它的精神或基本特征的情况下可以以其它特定形式实施。所述的实施方案应当在所有的方面都被认为仅是说明性的，并且不是限制性的，因此本发明的范围由后附权利要求而非先前的描述指出。对于所有上述实施方案，方法的步骤不需要顺次进行。在权利要求的含义和等价范围内的全部变化应当被包含在它们的范围之内。