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1、(10)申请公布号 CN 103124537 A(43)申请公布日 2013.05.29CN103124537A*CN103124537A*(21)申请号 201180034181.4(22)申请日 2011.05.1061/333200 2010.05.10 USA61F 2/24(2006.01)(71)申请人心叶科技公司地址美国明尼苏达州(72)发明人 J.盖诺尔 G.A.蒂尔 R.F.威尔逊C.M.贝尼克(74)专利代理机构中国专利代理(香港)有限公司 72001代理人李晨 傅永霄(54) 发明名称无支架支撑结构(57) 摘要一种能够至少部分地在原位组装的无支架支撑结构。该支撑结构包括。
2、编织管，该编织管非常柔软并且当被拉长时变得非常长且直径变得非常小，由此能够放置在小直径的导管内。优选地，该支撑结构由超弹性材料或形状记忆材料（例如镍钛诺）的一个或多个细线股制成。当从导管中释放时，该支撑结构将其自身折叠成纵向紧凑的构造。因此，当褶皱的数量增加时，该支撑结构获得可观的强度。此径向强度排除了对支撑支架的需要。该支撑结构可包括用于人工瓣膜的附着点。(30)优先权数据(85)PCT申请进入国家阶段日2013.01.10(86)PCT申请的申请数据PCT/US2011/035983 2011.05.10(87)PCT申请的公布数据WO2011/143263 EN 2011.11.17(5。
3、1)Int.Cl.权利要求书2页 说明书8页 附图42页(19)中华人民共和国国家知识产权局(12)发明专利申请权利要求书2页 说明书8页 附图42页(10)申请公布号 CN 103124537 ACN 103124537 A1/2页21.一种输送支撑结构的方法，包括：提供支撑结构；将所述支撑结构定位在目标位置内；将所述支撑结构的一部分折叠到其自身内；其中，通过用拉线作用于所述支撑结构的远侧部分同时推压近侧部分，而至少部分地影响所述折叠。2.如权利要求1所述的方法，其中，将所述支撑结构折叠到其自身内包括：将所述远侧部分折叠到所述近侧部分内。3.如权利要求1所述的方法，其中，将所述支撑结构定位在。
4、目标位置内包括：引导容纳所述支撑结构的导管经过心脏的心尖，经过左心室，并且将所述导管的远端定位在所述心脏的主动脉瓣内或附近。4.如权利要求1所述的方法，其中，将所述支撑结构定位在目标位置内包括：将所述远侧部分从在所述目标位置远侧的输送导管中推出。5.如权利要求4所述的方法，其中，将所述支撑结构折叠到其自身内包括：将所述远侧部分折叠到所述近侧部分内，所述近侧部分位于所述目标位置。6.如权利要求1所述的方法，其中，将所述支撑结构定位在目标位置内包括：使容纳所述支撑结构的输送导管在通到所述目标位置的导线上滑动。7.如权利要求1所述的方法，其中，将所述支撑结构折叠到其自身内至少部分地受到形成于所述支撑。
5、结构内的预形成褶皱的影响。8.如权利要求1所述的方法，其中，用拉线作用于所述支撑结构的远侧部分同时推压近侧部分包括：当用所述拉线向近侧拉时防止所述支撑结构与导管向近侧移动。9.如权利要求1所述的方法，其中，用拉线作用于所述支撑结构的远侧部分包括：用穿过所述支撑结构的至少一部分的拉线作用于所述支撑结构的远侧部分。10.如权利要求1所述的方法，还包括释放所述支撑结构。11.一种用于可反转支撑结构的输送装置，包括：输送导管，所述输送导管构造成容纳处于展开的拉长状态的可反转支撑结构；反转机构，所述反转机构穿过所述输送导管并且可释放地连接到所述可反转支撑结构；其中，所述反转机构能够用于通过作用于所述支撑。
6、结构的远侧部分而在输送期间启动所述支撑结构的反转。12.如权利要求11所述的输送装置，其中，所述反转机构包括拉线。13.如权利要求11所述的输送装置，其中，所述反转机构至少部分地穿过所述支撑结构。14.如权利要求11所述的输送装置，其中，所述反转机构在形成于所述支撑结构中的预形成褶皱的远侧可释放地连接到所述可反转支撑结构。15.如权利要求14所述的输送装置，其中，所述反转机构可释放地连接到所述支撑结构的远端。16.如权利要求14所述的输送装置，其中，所述支撑结构包括两个轴向间隔的预形成褶皱，并且所述反转机构在最远侧的预形成褶皱的附近可释放地连接到所述可反转支撑结权 利 要 求 书CN 1031。
7、24537 A2/2页3构。17.如权利要求16所述的输送装置，其中，所述预形成褶皱导致所述支撑结构在反转时形成折叠结构，所述折叠结构在沿所述折叠结构的轴向长度的某个位置具有三层。18.一种启动支撑结构的反转的方法，包括：在拉长的展开状态下至少将其内形成有预形成褶皱的支撑结构的远侧部分从输送导管中推压出来，所述远侧部分是在所述预形成褶皱处或其远侧的材料；用反转机构在所述推压的方向的相反方向上作用于所述远侧部分，直到所述支撑结构沿所述预形成褶皱折叠到其自身内。19.如权利要求18所述的方法，其中，在拉长的展开状态下至少将其内形成有预形成褶皱的支撑结构的远侧部分从输送导管中推压出来，所述远侧部分是。
8、在所述预形成褶皱处或其远侧的材料包括：在拉长的展开状态下至少将其内形成有至少两个预形成褶皱的支撑结构的远侧部分从输送导管中推压出来，所述远侧部分是在最远侧的预形成褶皱处或其远侧的材料。20.如权利要求18所述的方法，其中，使所述预形成褶皱轴向地移位，使得当反转时所述支撑结构的至少一部分变为三层。权 利 要 求 书CN 103124537 A1/8页4无支架支撑结构0001 优先权要求本申请要求2010年5月10日提交的名称为“Stentless Support Structure”的美国临时专利申请序列号61/333,200的优先权，该临时专利申请的全部内容以参考的方式并入本文中。0002 参。
9、考文件2006年5月30日提交的名称为“Stentless Support Structure”的美国专利申请第11/443,814号以参考的方式并入本文中。背景技术0003 对于开发和实施采用经皮方式的心血管手术已做出了相当多的努力。通过使用一个或多个导管（所述导管通过例如股动脉而导入），可以将工具和装置输送到心血管系统中的期望区域以便实施许多复杂手术，否则这些手术通常需要创伤性手术过程。这种方法大大地减小患者所遭受的创伤并且可以显著地缩短恢复期。经皮方式作为实施开心手术的替代方法尤其具有吸引力。0004 瓣膜置换手术提供了正在开发的经皮方案领域的一个示例。一些疾病导致心脏瓣膜小叶增厚以及随。
10、后的不动性或运动性下降。这种不动性也可导致经过瓣膜的通道的变窄或狭窄。由于瓣膜变窄所造成的血流阻力增加最终可以导致心力衰竭并最终导致死亡。0005 以前，心脏瓣膜狭窄或回流的治疗涉及到通过实施开心手术接着植入人工瓣膜而完全除去现存的天然瓣膜。当然，这是侵袭性非常大的手术并且给身体带来大的创伤，因而通常造成很大的不适感以及恢复时间相当长。这也是要求具备很高专业知识和技能的复杂手术。0006 历史上，利用传统的开心手术来实施这种瓣膜置换手术；其中打开胸部并使心脏停止跳动，将患者置于心肺转流术，然后切除天然瓣膜并接上替换瓣膜。另一方面，在授予Andersen等人的美国专利第6,168,614号（该专。
11、利的全部内容以参考的方式并入本文中）中，公开了一种推荐的经皮心脏瓣膜置换的替代方法。在此专利中，将人工瓣膜安装在一个支架上，该支架被折叠成为可嵌入导管内部的尺寸。然后，将导管插入患者的脉管系统并使其移动从而使折叠支架位于天然瓣膜的位置。启动部署机构，使包含替换瓣膜的支架扩张并抵靠在尖瓣上。该扩张结构包括构造成具有瓣膜形状的支架，并且瓣膜小叶支架开始呈现天然瓣膜的功能。因此，实现了完全心脏瓣膜置换，但对患者的物理影响却显著减小。0007 然而，此方法具有明显的缺点。在Andersen的 614专利中所公开经皮方式的一个具体缺陷是难以防止患者在植入后新瓣膜周边附近的漏出。因为天然瓣膜的组织仍然在腔。
12、中，所以非常有可能的是瓣膜组织的缝合连接点和融合点（当被支架推开并固定时）使人工瓣膜周围的密封变得困难。实际上，这经常会导致支架装置周围的严重漏血。0008 Andersen的614方法的其它缺陷是其依赖于将支架作为人工瓣膜的支撑架。第一，当支架扩张时支架可以引起栓塞。第二，在部署期间或者在部署后，支架通常不能有效地俘获移动的栓塞。第三，支架通常与放置这些支架的天然腔的特征不吻合，使得容纳在支说 明 书CN 103124537 A2/8页5架内部的人工瓣膜发生瓣膜周围漏。第四，支架受制于强度与可压缩性的折衷。第五，支架一旦被部署则不能取回。第六，支架内包含瓣膜必然增加支架-瓣膜复合体的折叠直径。
13、并且增加必须被输送到脉管系统内的材料的口径。0009 至于第一个缺陷，支架通常是以下两种支架中的一种：自扩张支架和可扩张支架。当装载到导管内时自扩张支架被压缩，当从导管中释放出来时支架扩张到其原来的非压缩尺寸。这些支架通常是由镍钛诺（Nitinol）制成。在压缩但松弛的状态下，将气球可扩张支架装载到导管内。这些支架通常是由不锈钢或者其它延展性金属制成。将气球置于支架内。在部署时，将导管收回并对气球充气，由此使支架扩张到期望的大小。当扩张时这两种支架类型均显示出相当大的力。该力通常足够强到使血栓破裂或爆裂，由此导致粥样硬化斑块的碎片移动并变成栓塞。如果植入的支架是用来治疗变窄的血管，那么某种程度。
14、的这种扩张是合适的。然而，如果植入的支架只是用来替换天然瓣膜，那么较小的力则是合适的以便减小形成栓塞的机会。0010 至于第二个缺陷，如果形成栓塞，那么扩张的支架通常具有间隔过大以致不能有效俘获任何移动物质的构件。经常必须采取二级预防措施，包括使用网状物和灌流入口。0011 第三个缺陷是由于支架的相对不屈曲性所造成。支架通常依赖于与支架周围吻合的天然血管的弹性性质。用于打开受限制血管的支架不要求血管和支架之间的密封。然而，当利用支架来替换天然瓣膜并容纳人工瓣膜时，支架和血管之间的密封是必须的以防止瓣膜周围漏。由于支架的非吻合性质，因而此密封难以实现，特别是在替换变窄的瓣膜小叶时。0012 第四。
15、个缺陷是可压缩性与强度之间的折衷。通过将支架制成具有较厚的构件而将支架制造得更牢固或更大。因此，更牢固的支架不像较弱的支架那样易被压缩。适用于瓣膜的大部分支架的可压缩性不足以将该支架置于小直径的导管中，例如20Fr、16Fr或者甚至14Fr导管。较大的输送导管更难以移动到目标区域而且也会给患者造成更大的创伤。0013 支架的第五个缺陷是它们不易取回。一旦被部署，由于非弹性变形（不锈钢）或者将支架维持在合适位置所需径向力（镍钛诺）的缘故，支架不能被重新压缩并拉回到导管内进行重新定位。因此，如果医生对部署的位置或支架的取向不满意，他（或她）不太可能纠正此问题。0014 上述第六个缺陷是将瓣膜并入支。
16、架内大大增加了输送假体装置所需的系统的尺寸。因此，进入脉管系统的入孔的尺寸较大且经常妨碍治疗，尤其在儿童、较小的成人或者原先患有血管病的患者中。0015 因此，本发明的一个目的是设法克服这些缺陷。具体地，本发明的一个目的是提供一种支撑结构，其用逐渐的力平缓地扩张，由此使所产生的栓塞最小化。0016 本发明的另一个目的是提供一种支撑结构，其俘获任何所形成的栓塞，由此防止栓塞引起下游损伤。0017 本发明的另一个目的是提供一种支撑结构，该支撑结构与部署支撑结构的腔特征相吻合由此防止瓣膜周围漏。0018 本发明的又一个目的是提供一种强支撑结构，其能够从直径非常小的导管进行部署。0019 本发明的再一。
17、个目的是提供一种支撑结构，其能够收回到输送导管中并且从输送说 明 书CN 103124537 A3/8页6导管进行重新部署。0020 本发明的另一个目的是提供一种与瓣膜一起输送的装置，瓣膜与支撑结构的最终构造的内径明显地分离以便减小在患者脉管系统内输送该装置所需的空间量。发明内容0021 本发明通过提供用于天然腔的管状网支撑结构而达到前述目的，所述管状网支撑结构能够经由直径非常小的输送导管而输送。管状网由被一起编织成细长管的一个或多个细线股形成。所述线股可以是纤维、非纤维、多丝或单丝。所述线股显示形状记忆性，使得细长管可以形成期望的折叠形状，然后伸展开成为直径非常小的拉长构造。小直径的拉长构造。
18、使直径非常小的输送导管成为可能。0022 在部署时，从输送导管中将细长管缓慢地推出，在那里，细长管逐渐地恢复其折叠的结构化构造。该管与目标血管的内部几何形状相吻合。此外，该编织物有效地俘获可能从血管壁释放的所有栓塞。0023 当继续从输送导管中推出该管时，随着该管恢复其结构化构造，该管开始在其自身上折叠。当该管在其自身上折叠时，由各层施加的力相加到一起，从而使该结构逐步地变得更强固。因此，可以在不改变装置的拉长直径的情况下获得不同水平的强度。0024 使用此折叠管，瓣膜可以被附接成使得输送导管内的处于其拉长构造的瓣膜或其它结构（例如过滤器）不处于该细长管内但在部署时可以定位在该管的内部、上方或。
19、下方。附图说明0025 图1是本发明一个优选实施例的处于细长构造的透视图；图2是本发明一个优选实施例的侧视图；图3-12是正在从输送导管中进行部署的本发明一个优选实施例的一系列透视图；图13是本发明一个优选实施例的透视图；图14是图13的优选实施例的第一端视图；图15是图13的优选实施例的第二端视图；图16是本发明一个优选实施例的侧视图；图17是图16的优选实施例的第二端视图；图18是图16的优选实施例的第一端视图；图19是本发明一个优选实施例的侧视图；图20是图19的优选实施例的第一端视图；图21是图19的优选实施例的第二端视图；图22是本发明一个优选实施例的局部透视图；图23是本发明一个优。
20、选实施例的局部透视图；图24是本发明一个优选实施例的透视图；图25是图24的实施例的侧视立面图；图26是图24的实施例的第二端视图；图27-36是正在从输送导管中被部署并抵靠代表天然瓣膜的透明塑料管的本发明一个优选实施例的一系列透视图；说 明 书CN 103124537 A4/8页7图37是本发明一个优选实施例的侧视立面图；图38是图37的实施例的下游侧的端视图；图39是图37的实施例的上游侧的端视图；图40是本发明一个优选实施例的经心尖输送过程的侧视图；图41是在图40的经心尖输送过程期间心脏的剖视图；图42是在图40的经心尖输送过程期间心脏的剖视图；图43是在图40的经心尖输送步骤期间支撑。
21、结构的放大视图；图44是在图40的经心尖输送过程期间支撑结构的放大视图；图45是在图40的经心尖输送过程期间支撑结构的放大视图；并且图46是在图40的经心尖输送过程期间心脏的剖视图。具体实施方式0026 现在参照附图并首先参照图1，图中示出了处于伸展构造的本发明的无支架支撑结构10。瓣膜支撑件10包括第一端12、第二端14、以及在第一端12和第二端14之间延伸的细长管状主体16。0027 优选地，细长管状主体16由一个或多个编织线股18形成。编织线股18是超弹性材料或形状记忆材料（例如镍钛诺）的线股。将这些线股编织成管，该管具有从其中穿过的中心腔20。0028 在一个实施例中，管状主体16在其。
22、一半处被折叠，使得第二端14变成折叠端并且第一端12包括多个未编织的线股。因此，管状主体16是二层的。将第一端12的未编织线股聚集并连接到一起以形成多个聚集端22。聚集端22可用作将人工瓣膜附接到支撑结构10的连合点。（参见例如图2）。可替代地，如图1中所示，聚集端22可用作线型（wireform）24的附着点，线型24限定了多个连合点26。0029 特别地，连合点26被定位成使得当将瓣膜附接到处于伸展构造的支撑结构时，瓣膜与支撑结构纵向地并置而不是位于支撑结构内。此并置允许在不损伤易损瓣膜的情况下将支撑结构10和瓣膜装入非常小的导管内。当支撑结构呈现折叠或结构化构造时可维持此纵向并置（见例如。
23、图19），或者瓣膜可变成折叠在支撑结构内。0030 图3-6示出了第二端14从导管28中露出以暴露第一层30。在图7中，第一层30完全暴露并且已呈现其结构化构造。特别地，当被完全部署时第一层30纵向地收缩。图7中还示出第二层32开始从导管28中露出。当第二层离开导管时，预先设置的超弹性褶皱使网反转，使得第二内层形成在第一外层内。可替代地，可以将第一层部署成抵靠血管结构（例如动脉、静脉、瓣膜或心肌）的壁。当第二层离开导管时，医生可以通过使部署系统前进而协助网的反转。在另一个实施例中，可以使网支撑结构在脉管系统中前进，使得其被部署在相反的方向上（例如，经过心室尖部署或者从静脉系统部署），其中，通过。
24、拉或收回部署系统而使网发生反转。0031 在图10中，第二层32被完全部署并且第三层34被完全暴露但尚未反转。相对于装置10收回导管28同时使导管28相对于目标部位略微前进，这导致第三层34向内“猛然释放”，由此使其自身反转并抵靠第二层32的内表面，如图11中所见。0032 在图12中，已从导管28中推出其它材料，使得第三层34完全扩张并抵靠第二层。说 明 书CN 103124537 A5/8页8本领域技术人员将认识到可以以此方式获得许多其它层，并且各层为所得到的支撑结构10增加额外的径向强度。0033 在整个部署过程中，无支架支撑结构10逐渐地从输送导管28中露出。此特性也允许在希望重新定位。
25、支撑结构10的情况下将支撑结构10拉回到输送导管28内。这样做导致支撑结构10再次获得其伸展构造。0034 已经描述了在原位形成支撑结构的过程，现在可以将注意力转向本发明的各种可能的实施例。图13-15中示出的支撑结构10具有许多层38以及第一端12，第一端12具有由由未编织线股形成的许多聚集端22。聚集端22中的一些附接到具有三个连合点26的线型24。切除的或制造的人工瓣膜36附接到线型24。图15示出了支撑结构10的内腔20。0035 图16-18示出了支撑结构10，该支撑结构10具有较少的层38以及线型24，人工瓣膜36附接到线型24。线型24所附接的第一端12（隐藏）已被预形成为在部署。
26、时向内折叠。因此，当支撑结构10处于结构化构造时，线型24和人工瓣膜36位于支撑结构10的腔20中。0036 图19-21中示出的支撑结构10具有若干层38、第一端12和折叠的第二端14，第一端12预形成为具有比其余层更小的直径。位于第一端12的编织线股的末端尚未形成为聚集端。相反，线型24附接到这些编织物。人工瓣膜36附接到线型24并且具有裙部组织40，裙部组织40置于端部12的外侧周围。裙部组织40可附着到第一端12。0037 图22示出的无支架支撑结构10具有已折叠回自身上的折叠端14以及被俘获在褶皱的两层之间的材料42。材料42被设置成进一步改善无支架支撑结构10的防心脏瓣周围漏和俘获。
27、栓塞的特性。材料42可以由无纺材料、纺织或编织物、聚合物或者其它材料构成。0038 图23示出的无支架支撑结构10包括纤维44，该纤维44大于构成支撑结构10的线股中的其余线股。因此，图23显示在不显著影响装置的最小输送尺寸的情况下，可以在编织的支撑结构10中使用不同尺寸的线股。可使用不同尺寸的线股，以便提高强度、提供刚度、形成瓣膜附着点，提供不透辐射标志等。0039 图24-26示出了具有第一端12的无支架支撑结构10，第一端12的未编织线股已被修剪使得它们不延伸超过折叠结构10的第一端12。该实施例可用于形成、维持或者扩大腔。人工瓣膜可以附接或者可以不附接到本实施例。0040 现在转向图2。
28、7-36，图中示出了无支架支撑结构10的一个优选实施例的部署顺序，在此利用一个透明的管46来显示天然血管（例如天然瓣膜）的目标位置。在图27中，使输送导管28前进超过目标瓣膜46并且开始从导管28中推出无支架支撑件10。0041 在图28中，已推出足够的无支架支撑件10，使得第二折叠端14已经开始在自身上略微向后弯曲，从而形成翻边48。在图29中，翻边48看得更清楚并且已呈现其完全部署的形状。翻边48充当扣件（catch），医生可以利用该扣件以视觉或触觉方式来定位目标瓣膜46并且将无支架支撑件10抵靠目标瓣膜46搁置。翻边也用于确保穿过目标瓣膜46的整个天然腔现在正在被支撑件10过滤。与气球可。
29、扩张支架不同，所部署的无支架支撑结构10并不显著地阻碍血流。图29中还示出已将第一层30从导管28中完全推出，第二层32也差不多。第一层30在被随后的各层加强之前是非常柔软的，并且能够与目标血管的任意形状相吻合。第二层32尚未将其自身反转到第一层30中。说 明 书CN 103124537 A6/8页90042 在图30中，第一层30被部署，翻边48正作用于瓣膜46，并且第二层32已被反转。在图31中，形成第三层34的材料被从导管28中推出但第三层34尚未被反转。0043 在图32-33中，正在使导管28前进从而允许第三层34反转到第二层32内。图32的角度示出了由第一层30和第二层32所形成的。
30、相对低的断面以及支撑结构10如何提供非常小的血流阻力。0044 在图34中，第一端12已从导管12中露出，并且示出了聚集端22。线型24附接到聚集端22中的一些并且几乎完全地被从输送导管28部署。在图35-36中，已从导管28完全释放出支撑结构10。图36示出了支撑结构10的腔20的尺寸。0045 图37-39示出了本发明的一个优选实施例100，该优选实施例包括网支撑结构102、线型104和瓣膜106。支撑结构102略微不同于前述支撑结构10，因为支撑结构102是由两根单独的线108制成。当编织过程完成时，将线的两个自由端捻接到一起。这样，没有自由的线端并且可以在单层状态下将该结构装载到输送导。
31、管内（未图示）。在附图中所示的部署状态下，将支撑结构102折叠一次而形成二层装置。0046 优选地，支撑结构102由记忆合金（例如镍钛诺）形成。单线构造允许将装置压缩到极小的导管中，例如尺寸为16Fr或者更小的导管。虽然支撑结构102通过二层部署构造获得刚性，但径向强度是若干因素的函数，因此可以有大幅变化。0047 第一，如同其它实施例，可通过将更多的褶皱或层并入支撑结构102的部署构造中而增加径向强度。图37-39中所示的三层构造是最优选的构造，因为它仅须在其自身上折叠二次，从而使部署较不复杂。0048 第二，可通过使用更粗的线来增加强度。因为支撑结构102由单线制成，并且从而可以以单层构造。
32、被装载到导管中，所以可使用较大直径的线而同时维持小直径的拉长轮廓。已使用直径在0.005和0.010英寸之间的单线制造根据本发明的支撑结构102。优选地，线的直径在0.007和0.008英寸之间。0049 第三，可通过增加编织密度来增加强度。更密的编织将得到更强的支撑件。0050 第四，可通过改变热定形参数来增加强度。超弹性和形状记忆合金（例如镍钛诺）通过被热定形而获得它们在脉管系统内的部署形状。这些线被保持在期望的构造，并且被加热到预定温度达预定的时间段。在这些线冷却后，它们变成新的构造。如果这些线后来发生变形，那么它们将会在加热或者仅仅释放这些线时恢复到定形构造。可通过调整构造被定形时的温。
33、度或者通过调整合金被维持在升高的定形温度下的时段，来增加超弹性或形状记忆合金返回到定形构造的力。例如，已经通过将本发明的镍钛诺支撑结构在530下保持7分钟而获得了良好的结果。可以通过将结构设置在不同于530的温度或者通过将结构设置在530达不同于7分钟的时间段或者通过这两种方法，而使用相同的镍钛诺线来制造更硬的支撑结构。0051 装置100包括线型104，瓣膜106附接到线型104。线型104形成被弧形部110分隔开的连合点。弧形部110附接到支撑结构102的内表面。连合点109有助于自然且高效地打开和关闭瓣膜106。可替代地，瓣膜连合点可以附接到支撑结构的外表面（未图示）。0052 瓣膜10。
34、6可以是任意形式的人工或切除的生物瓣膜。优选地，如附图中所示，瓣膜106是具有三个小叶的瓣膜。将瓣膜106缝合或者以其他方式附接到线型104。优选地，将瓣膜106切割或者构造成包括裙部112，裙部112在其部署构造中沿支撑结构102的长度延说 明 书CN 103124537 A7/8页10伸。0053 图40-46示出了根据本发明的另一种输送技术的操作，其中，支撑结构10替换患病的瓣膜。然而，并非使拉长导管前进穿过远处血管到达心脏瓣膜（例如，经过股动脉到达主动脉瓣），而是使相对短的输送导管200经过胸部和心壁前进到达期望的天然瓣膜。一旦到达天然瓣膜，使用者可以用类似于前述方法的方式来部署支撑结。
35、构10并使其成形。0054 现在转向图40，在患者身体上执行微型开胸术，在胸部中在肋骨之间打开小的通道。形成从胸部切口经过介于中间的组织层（例如，贲门包）到达心脏204的路径。也可实施心脏旁路手术，以减小否则由于心脏204中形成的切口所导致的任何并发症。0055 参照图41，在心脏204的下心尖201的附近形成切口207（即，经心尖进入心脏）以便进入左心室203并最终进入天然主动脉瓣208。优选地，在形成切口207后立即将荷包缝合202缝合在切口207周围，以最小化否则会从跳动的心脏204中漏出的血液损失。0056 使导线（未图示）前进到胸部内，经过切口207进入心脏204。在本示例中，使导线。
36、的远端前进到左心室206内并经过天然主动脉瓣208。如图40和图41中所见，输送导管200在导线上滑动，经过胸部进入切口207并经过左主动脉瓣208。0057 参照图42，支撑结构10在导管200内定向成使得第一端12在远侧位置并且第二端14在近侧位置，从而允许将支撑结构10的第一端12首先释放到主动脉210内。在此方面，人工瓣膜36（图42中未示出）定向成当血流在心跳期间从左心室206进入主动脉210时打开。0058 然而，应当指出的是，支撑结构10可位于输送导管200内以初始地部署第一端12或第二端14。期望的取向将部分地取决于输送导管200进入天然瓣膜的方向，并因此取决于输送导管进入心脏。
37、204的位置。0059 参照本示例的图42和图43，将支撑结构10从输送导管200中推出以便将第一端12部署到主动脉210内。当继续将支撑结构10从导管的远端推出时，使输送导管200向近侧移动返回经过瓣膜208。0060 转向图44，从图中看到支撑结构10已被完全部署，从而将支撑结构10的第二端14经过主动脉瓣208定位在左心室206内。如由此图中所见，输送导管200包括经过输送导管200定位在支撑结构10内的拉线220。拉线220包括联接到支撑结构10的第一端12（即，远端）的远端以及拉线220的近端，使用者可在输送导管200的近端接触到拉线220的近端。0061 一旦将支撑结构10部署到期。
38、望的位置，例如图44中所见，使用者便可使拉线220沿近侧方向移动，从而导致支撑结构10的第一端12发生反转或者在其自身上向后折叠。图45和图46示出了一个示例性的支撑结构10的反转构造，其中，第一端12在支撑结构10的中心通道内移动。0062 当使用者满意于支撑结构10已实现期望的形状时，将拉线220与支撑结构10的第一端12分离。拉线220可包括不同的可选择性释放的布置，其允许使用者在期望的时间将拉线220的远端分离或脱离。例如，拉线220可包括例如2006年9月28日提交的名称为“Delivery Tool For Percutaneous Delivery Of A Prosthesis”的美国临时专利申请号60/827373中的连接构件上所看见的可选择性释放的夹爪；该专利的内容以参考的方式并入本文中。可替代地，拉线220可包括钩子或者可分开的胶粘剂，以便从支撑结构10释说 明 书CN 103124537 A10。