瓣膜假体 相关申请的交叉引用
本申请要求提交于 2009 年 11 月 5 日的美国临时申请 No.61/241,659 的优先权， 该临时申请以引用方式全文并入本文中。
技术领域
本公开涉及解剖瓣膜置换装置以及用于置换瓣膜和用于递送带支架的装置的方 法及系统。 背景技术 二尖瓣是一个复杂结构， 其能力取决于瓣环、 小叶、 腱索、 乳头肌和左心室 (LV) 的 精确相互作用。这些结构的任何一个中的病理改变可导致瓣膜关闭不全。粘液性小叶 / 腱 索变性和继发于慢性心梗后心室重构的扩张型缺血性心肌病是最常见的两种二尖瓣反流 (MR) 发病机理。这两种疾病过程占所有外科手术处理的 MR 病例的约 78%。
作为弗雷明汉心脏病研究 （Framingham Heart Study） 的一部分， 马萨诸塞州弗雷 明汉 （Framingham,MA） 的二尖瓣脱垂患病率估计为 2.4%。典型二尖瓣脱垂 （MVP） 和非典型 二尖瓣脱垂几乎均分， 并且没有显著的年龄或性别差异。 根据在美国收集的数据， 二尖瓣脱 垂在尸检中普遍为 7%。 二尖瓣反流的发病率随年龄增加， 并且是在心梗 （MI） 后人群和 COPD 患者中频发的临床上显著的医学问题。
已经证明， 基于导管的经皮带瓣膜支架 （catheter based percutaneous valved stent） 的使用在置换人体肺瓣膜和主动脉瓣中是可行的。肺瓣膜是最先通过经皮方法置 换成功的一种， 并且取得最大发展。 目前在临床试验中、 并且更多地在研发中存在两种主动 脉瓣产品。虽然对于经皮置换二尖瓣存在浓厚的兴趣 （尤其因为患有心肌梗塞的许多患者 不适合通过外科手术置换瓣膜） ， 但二尖瓣的解剖结构和功能阻止了现有主动脉 / 肺技术的 直接应用。 然而， 最近已经有朝向开发专注于下列方面的二尖瓣置换物努力 ： 经心尖带瓣膜 支架植入 （参见 Lozonschi L 等人的 “Transapical mitral valved stent implantation” （经心尖带二尖瓣瓣膜的支架的植入） ， Ann Thorac Surg.2008Sep;86(3):745-8） “双凸 ； 面” 带瓣膜支架设计 （参见 Ma L 等人的 “Double-crowned valved stents for off-pump mitral valve replacement” （用于非体外循环的二尖瓣置换的双凸面带瓣膜支架） ， Eur J Cardiothorac Surg.2005Aug;28(2):194-8） ； 和由被圆柱体分开的两个圆盘组成的带瓣膜 支架设计 （参见 Boudjemline Y 等人的 “Steps toward the percutaneous replacement of atrioventricular valves an experimental study” （心脏房室瓣膜经皮置换实验性研究 的步骤） ， J Am Coll Cardiol.2005Jul 19;46(2):360-5） 。
目前已经发现， 成功的经皮放置瓣膜需要四种主要的设计特性。瓣膜必须与可接 受的递送模式相容， 瓣膜必须锚固到瓣膜环并密封锚固点以防止渗漏， 并且瓣膜在就位时 必须正常工作。 在公开地可用的设计中， 目前不存在具有被认为是成功植入、 稳定性和长期 工作所需特性的经皮带瓣膜支架。具有这样的特性的设计， 对于有瓣膜置换新需求的患者
以及在目前配备常规瓣膜设计的患者中都具有深远的医学意义。 发明内容 在一个方面， 提供了一种瓣膜假体， 其包括 ： 自膨胀支架， 该自膨胀支架包括外表 面、 内表面、 中间区域、 上锚固凸缘和下锚固凸缘， 其中支架具有未膨胀状态和膨胀状态 ； 套 囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架的外表面设置的吸收材料， 其中吸收材料通过吸 收流体膨胀以使假体基本上附着在植入部位处， 并且其中附着被延迟足够时间以允许将假 体定位在植入部位 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架的内表面的至少两个小叶。
在另一方面， 公开了用于置换对象内的破损或病变瓣膜的方法， 该方法包括 ： 将二 尖瓣假体递送至对象的植入部位， 该二尖瓣假体包括 ： 自膨胀支架， 该自膨胀支架包括外表 面、 内表面、 中间区域、 上锚固凸缘和下锚固凸缘， 其中支架具有未膨胀状态和膨胀状态 ； 套 囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架的外表面设置的吸收材料 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固 定地附接到支架的内表面的至少两个小叶 ； 以及通过吸收流体使套囊膨胀以将假体基本上 附着在植入部位处， 其中附着被延迟足够时间以允许将假体定位在植入部位。
还公开了一种瓣膜假体， 其包括 ： 至少部分地自膨胀的支架， 该支架包括限定外表 面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上锚固凸缘和下锚固凸缘， 该支架具有未膨胀 状态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有至少一个大于上锚固凸缘的对应尺寸的几何尺寸 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一个小叶。
本公开也包括用于置换对象内的破损或病变瓣膜的方法， 该方法包括 ： 将瓣膜假 体递送至对象的植入部位， 该瓣膜假体包括 ： 至少部分地自膨胀的支架， 该支架包括限定 外表面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上锚固凸缘和下锚固凸缘， 该支架具有未 膨胀状态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有大于上锚固凸缘的对应尺寸的至少一个几何尺 寸； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一个小叶 ； 以及使支架膨胀以将 假体基本上附着在植入部位处。
在另一方面， 提供了用于将包括至少部分地自膨胀的支架的瓣膜假体递送到植入 部位的系统， 其包括导管， 该导管包括 ： 远端和近端， 导丝管腔， 该导丝管腔允许导管沿导丝 转移 ； 操纵管腔， 该操纵管腔用于容纳用于操纵该导管的张力线缆 ； 和停放部 （dock） ， 该停 放部在远端处且其上可以装载支架。 本系统还包括 ： 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套 管用于在支架装载到停放部上的同时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端 （leading tip） ， 该 引导尖端定位在停放部的远侧， 用于在递送期间引导导管 ； 和操纵机构， 该操纵机构与张力 线缆可操作地关联以用于在至少一个定向平面内偏转引导尖端。
在又一方面， 公开了一种套件， 该套件包括包括至少部分地自膨胀的支架到植入 部位的系统， 该系统包括 ： 导管， 该导管包括远端和近端， 允许导管沿导丝转移的导丝管腔， 用于容纳用于操纵该导管的张力线缆 （tension cable） 的操纵管腔， 和在远端处且其上可 以装载支架的停放部 ； 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套管用于在支架装载到停放部 上的同时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端， 该引导尖端定位在停放部的远侧， 用于在递送 期间引导导管 ； 以及， 操纵机构， 该操纵机构与张力线缆可操作地关联以用于在至少一个定 向平面内偏转引导尖端 ； 和至少一个瓣膜假体， 该至少一个瓣膜假体包括 ： 至少部分地自 膨胀的支架， 该支架包括限定外表面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上锚固凸缘
和下锚固凸缘， 该支架具有未膨胀状态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有至少一个大于上 锚固凸缘的对应尺寸的几何尺寸 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一 个小叶。
本公开还涉及用于将包括至少部分地自膨胀的支架的瓣膜假体递送至植入部位 的方法， 该方法包括 ： (i) 提供一种系统， 该系统包括 ： 导管， 该导管包括远端和近端， 允许 导管沿导丝转移的导丝管腔， 用于容纳用于操纵该导管的张力线缆的操纵管腔， 和在远端 处且其上面可装载支架的停放部 ； 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套管用于在支架装 载到停放部上的同时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端， 该引导尖端定位在停放部的远侧， 用于在递送期间引导导管 ； 和操纵机构， 该操纵机构与张力线缆可操作地关联以用于在至 少一个定向平面内偏转引导尖端 ； (ii) 将瓣膜假体装载到停放部上 ； (iii) 将导丝递送到 植入部位 ； (iv) 将导管在导丝上转移， 以使得装载的瓣膜假体定位在植入部位处 ； (v) 收回 可收回的压缩套管以允许支架在植入部位处膨胀并从导管脱离 ； 以及 (vi) 从植入部位移 除导管和导丝。 附图说明 当结合附图考虑时， 根据以下详细描述， 本发明的前述和其它方面将变得显而易 见。为了举例说明本发明的目的， 附图中示出了目前优选的实施例， 但应当理解， 本发明不 局限于所公开的具体方面。附图未必按比例绘制。在附图中 ：
图 1 示出了根据本公开的示例性假体的三个不同的视图。
图 2 描述了简化版本的示例性假体， 该假体以包括凸起的上凸缘和下凸缘为特 征。
图 3 图示了根据用于经心房递送根据本公开的假体的示例性程序的步骤。
图 4 描述了根据用于静脉经皮递送根据本公开的假体的示例性程序的步骤。
图 5 提供了用于在根据本发明的假体中使用的示例性支架的视图。
图 6 提供了如何表征线编织物 （wire weave） 密度、 以及线编织物密度和线厚度如 何分别影响本发明的支架的各种参数的示例性实例。
图 7 描述了根据本发明的示例性套件的构件。
图 8-9 图示了可收回的压缩套管如何可以用来在递送到植入部位期间抵靠导管 的停放部压缩支架并且允许支架在植入部位处膨胀和从导管脱离的实例。
图 10 图示了图 9 所述过程将如何导致在原位 （in situ） 植入包括线骨架的瓣膜 假体。
具体实施方式
通过结合构成本发明一部分的附图和实例参照以下详细描述， 可以更容易地理解 本发明。应当理解， 这些发明不局限于本文所描述和 / 或示出的具体产品、 方法、 条件或参 数， 并且本文所用术语仅为了以举例方式描述特定实施例的目的， 而并非意图限制发明要 求保护的范围。
在本发明中， 单数形式 “个” 、 “种” 和 “该” 包括复数引用， 并且提及的特定数值至少 包括该特定值， 除非上下文清楚地另外指示。因此， 例如， 提及的 “材料” 是提及一种或多种这样的材料和本领域的技术人员已知的这些材料的等价物， 等等。当数值通过使用先行的 “约” 来表示近似值时， 应当理解， 特定值形成另一个实施例。如本文所使用的， “约 X” （其 中 X 为数值） 优选指所列举值的 ±10%， 包括端值。例如， 短语 “约 8” 优选指 7.2 至 8.8， 包 括端值 ； 作为另一个实例， 短语 “约 8” 优选 （但未必总是） 指 7.2 至 8.8， 包括端值。当存在 时， 所有范围是包括端值和可组合的。例如， 当列举 “1 至 5” 的范围时， 所列举的范围应理 解为包括范围 “1 至 4” 、 “1 至 3” 、 “1-2” 、 “1-2 和 4-5” 、 “1-3 和 5” 、 “2-5” ， 等等。此外， 当 肯定地提供一系列替换值时， 这种系列可以解释为表示可例如通过权利要求书中的否定限 定而排除该替换值中的任何一个。例如， 当陈述范围 “1 至 5” 时， 所陈述的范围可以理解是 包括否定地排除 1、 2、 3、 4 或 5 中任何一个的情况 ； 因此， 所列举的 “1 至 5” 可理解为 “1 和 3-5， 但没有 2” ， 或者简单地理解为 “其中不包括 2” 。
除非另外指定， 相对于本发明的一个方面 （例如， 分别为假体、 系统、 套件和方法） 所公开的任何构件、 元件、 属性或步骤可适用于本文所公开的本发明的任何其它方面 （分别 为任何其它假体、 系统、 套件和方法） 。
本文中引用或描述的每个专利、 专利申请和公开以引用方式全文并入本文中。
此前已经证明， 基于导管的经皮带瓣膜支架的使用对于置换人体肺瓣膜和人体主 动脉瓣是可行的。肺瓣膜置换是最先使用经皮方法成功进行的， 并且是目前取得最大发展 的。虽然对于经皮置换二尖瓣存在浓厚的兴趣， 但二尖瓣的解剖结构和功能阻止了目前适 用于肺瓣膜和主动脉瓣置换的技术的直接应用。 目前存在大量患者由于在心肌梗塞之后左 心室功能障碍而患有二尖瓣关闭不全症。然而， 这些患者中许多人被认为太虚弱而不能接 受外科手术二尖瓣置换或修复。 用于可靠置换二尖瓣的基于导管技术的发展将允许这类患 者被包括到挽救生命的二尖瓣置换治疗的合格手术对象中。目前已经发现， 成功经皮递送 的瓣膜应具有四个主要设计特点 ： 它必须可折叠或可摺叠以用于递送 ； 它必须锚固到瓣膜 环； 它必须密封植入点以防止渗漏 ； 而且瓣膜本身必须在原位时正常工作。本公开的瓣膜 置换物是可折叠的以用于基于导管展开到植入部位， 包括用于可靠和持久的精确植入的高 度有效的锚固机构， 采用防止瓣周漏的独特的密封机构， 并且结合了合适的小叶系统以便 在原位时可靠工作。
一般实施例 I
以下公开内容涉及本公开的第一一般实施例， 该实施例涉及本发明的瓣膜假体和 用于置换破损或病变瓣膜的方法。
在一个方面， 提供了一种瓣膜假体， 其包括 ： 自膨胀支架， 该自膨胀支架包括外表 面、 内表面、 中间区域、 上锚固凸缘和下锚固凸缘， 其中支架具有未膨胀状态和膨胀状态 ； 套 囊， 该套囊包括至少部分地周向设置在支架的外表面周围的吸收材料， 其中吸收材料通过 吸收流体膨胀以使假体基本上附着在植入部位处， 并且其中锚固被延迟足够的时间， 以允 许将假体定位在植入部位 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架的内表面的至少两个小 叶。在优选实施例中， 假体为二尖瓣假体。
支架可以是自膨胀的， 或者可被配置成可例如通过球囊而受迫膨胀。在优选实施 例中， 支架为自膨胀的。自膨胀支架优选地包括显示大弹性应变的形状记忆或 “超弹性” 材 料。示例性的材料为镍钛诺 （nitinol） ， 一种镍钛合金。具有类似特性的任何其它材料也可 用于自膨胀支架构造， 并且更一般地， 还可使用合适的生物相容性材料来形成支架， 而不论是其否为自膨胀的。示例性材料除别的之外包括不锈钢、 钴 / 铬合金、 钴 / 铬 / 镍合金、 镍 / 铬合金、 铂、 铂 / 铱合金。支架可包括一种或多种其它材料， 这些材料本身不是自膨胀的， 但不抑制或以其它方式妨碍支架自膨胀的能力。例如， 可以包括任何生物相容性材料以将 任何其它所需的结构特征添加到支架。 示例性生物相容性材料除别的之外包括不锈钢、 钽、 铂合金、 铌合金和钴合金。附加地或替代地， 一种或多种生物可吸收 （bioabsorbable） 材料 可用于形成支架。支架的一部分或全部可涂布以含药的复合物， 以使得支架能够在原位洗 脱药物。 支架优选地包括骨架， 除了如上所述的任何其它相容材料之外， 该骨架由允许支架 自膨胀的材料形成。结构骨架可使用诸如卷绕、 纺织、 编织或针织的常规技术由线形成。线 可以在一些或所有交叉点处被焊接或以其它方式接合， 从而形成非铰接的结构。支架的形 成是本领域的技术人员容易理解的， 并且本公开旨在包含任何合适的技术， 包括任何功能 上可接受的支架几何形状。
支架包括具有各种尺寸的中间区域， 这些尺寸包括未膨胀长度、 未膨胀外周长、 膨 胀长度和膨胀外周长。未膨胀长度优选地基本上等于或大于膨胀长度， 并且膨胀外周长大 于未膨胀外周长。 未膨胀外周长可以是使得未膨胀的支架能够穿过导管内部转移的任意大 小。 例如， 未膨胀外周长可具有使得未膨胀的支架能够沿具有约 1mm 至约 8mm 的直径的导管 的内部转移的尺寸。 膨胀长度优选地基本上对应于与手术对象的心脏的左心房和左心室之 间的瓣环长度大致相等或更长的长度。优选地， 支架的膨胀长度比左心房和左心室之间的 瓣环的长度更长。由于二尖瓣环的长度可能因手术对象而异， 特定手术对象可与具有适合 该手术对象的二尖瓣环的膨胀长度的支架匹配。通常， 膨胀长度可以为约 0.5cm 至约 5cm、 约 1cm 至约 4cm、 约 1.5cm 至约 3.5cm、 或约 2cm 至约 3cm。膨胀外周长可以基本上等于或 小于手术对象的二尖瓣环的内周长。在优选实施例中， 膨胀外周长小于手术对象的二尖瓣 环的内周长， 并且被加工成合适的大小， 使得具有设置为至少部分地周向围绕支架外表面 的套囊的支架能定位在二尖瓣环内。如本文更充分地讨论的， 套囊具有未膨胀形式和膨胀 形式， 并且支架优选地被加工成合适的大小， 使得具有设置为至少部分地周向围绕支架外 表面的、 基本上未膨胀的套囊的支架能定位在二尖瓣内。 通常， 支架的膨胀外周长可以为约 2cm 至约 5cm、 约 2.5cm 至约 4cm、 或约 2.5cm 至约 3.5cm。
根据本公开的假体可被配置为经心房、 经心尖或经皮递送。因此， 根据需要， 假体 的尺寸、 用于支架、 套囊或其它构件的材料的类型、 支架上药物涂层的存在与否、 所包括的 凸缘的类型、 支架的编织图案、 流体吸收的延迟长度、 以及其它因素都可被操纵， 以便将假 体配置用于经心房、 经心尖或经皮递送。 本领域的技术人员将容易理解分别通过经心房、 经 心尖或经皮途径递送带支架装置所需的特性， 并且可以相应地从本文所述大特性范围中选 择。
除了中间区域之外， 自膨胀支架包括上凸缘和下凸缘。 在最简单的实施例中， 凸缘 中的一个或两者包括中间区域的纵向末端或边缘。例如， 凸缘中的一个或两者可以是在中 间区域的纵向末端处部分地或完全地围绕支架周围延伸的材料的 “唇缘 （lip） ” 。在其它实 施例中， 凸缘中的一个或两者可被配置成提供将支架基本上固定在二尖瓣环的位置处的锚 固功能。具体地， 上凸缘或下凸缘中的一个可被配置成锚固到二尖瓣环的心室侧， 上凸缘 或下凸缘中的另一个可被配置成锚固到二尖瓣环的心房侧。上凸缘、 下凸缘或两者可包括 多个突出的支架元件。例如， 如果支架由线构成， 则凸缘可包括多个单独的线或成捆的线组。多条线可包括规则或不规则间隔的阵列， 并且线本身可提供为单股线、 或两股线、 三股 线、 四股线或更多股线的成组或成束的集。每个凸缘可具有对应于支架的未膨胀状态的配 置， 以及对应于支架的膨胀状态的配置。当凸缘中的一个或两者包括多个独立的支架元件 时， 元件可以在支架处于未膨胀状态时大致伸直， 并且可以在支架处于未膨胀状态时大致 卷绕。 在其它实施例中， 凸缘可包括限定翼片、 叶片或其它凸起的一个或多个元件， 翼片、 叶 片或其它凸起可定向为当支架处于未膨胀状态时大致平行于支架的长轴， 并且定向为当支 架处于膨胀状态时相对于支架的长轴成基本倾斜的角度 （例如， 约 30°、 约 45°、 约 60°、 约 75°或约 90°） 。图 2 提供了这种类型的示例性实施例的简化视图， 其具有翼片 7， 当支 架 4 处于未膨胀状态 （图 2A） 时， 该翼片 7 定向为大致平行于长轴 Y ； 当支架 4 处于膨胀状 态时， 该翼片 7 定向为相对于长轴 Y 成基本倾斜的角度。可以出于本发明的目的构思任何 凸缘设计， 而不论其是否由一体结构或多个分立元件组成。
本发明的二尖瓣假体也包括套囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架的外表 面设置的吸收材料。术语 “套囊 （cuff） ” 旨在包含 ： 在支架的外表面周围形成完整圆周的 吸收材料的连续环 ； 涉及吸收材料的邻接部分的任何其它构型， 诸如围绕支架的外表面形 成螺旋的带 ； 设置在支架的外表面上的吸收材料的一个、 两个、 三个或更多个不同的小片 （patch） 或带 （或任何其它形状或配置） ； 或者， 材料的一个或多个邻接部分和不同的小片、 带等的任何组合。在优选的实施例中， 套囊包括在支架的外表面周围形成完整圆周的吸收 材料的连续环。
套囊包括通过吸收流体而膨胀以使假体基本上附着在植入部位处的吸收材料。 当 所公开的假体用于置换破损或无功能的二尖瓣时， 植入部位为二尖瓣环。如本文所用， “附 着 （adhere） ” 可表示将假体基本上固定或锚固在植入部位处、 在套囊和二尖瓣环之间产生 基本上不可渗透流体的密封、 或两者。目前已经发现， 套囊可形成这样的密封， 该密封可靠 地防止在心房和心室之间的瓣周漏， 使得当假体就位时， 在心房和心室之间穿过的唯一流 体是置换瓣膜本身的活动允许通过的流体。
假体的附着被延迟足够的时间， 以允许将假体定位在植入部位处。 例如， 由于用于 将假体经由导管定位在植入部位处的程序可能持续 40 分钟， 由流体吸收导致的达到足以 使假体附着到植入部位的套囊膨胀可以被延迟， 直到该时间期满。 因此， 套囊包括在流体吸 收中产生延迟、 或提供足够缓慢的流体吸收速率的一种或多种材料、 构件或两者， 使得套囊 在所需延迟期期满之前不膨胀到使假体附着到植入部位所需的程度。 延迟期可以从假体暴 露于流体 （例如血液） 的时间点开始测量。延迟期可以为约 1 分钟、 约 2 分钟、 约 5 分钟、 约 7 分钟、 约 10 分钟、 约 15 分钟、 约 20 分钟、 约 30 分钟、 约 45 分钟、 约 1 小时、 约 75 分钟、 约 90 分钟、 或约 2 小时。被选择用于假体的套囊的类型可以取决于将假体递送到植入部位的 程序的难度。
套囊的吸收材料本身可以以足够缓慢的速率吸收流体， 以延迟假体在植入部位处 的附着。 在其它实施例中， 套囊的吸收材料可以以可变的吸收速率为特征， 使得吸收速率在 开始的时间段低， 但随时间推移或在一个时间段之后增加。 例如， 吸收材料可具有在假体暴 露于流体之后的第一时间段内每分钟约 0μL 至约 20μL 的流体吸收速率， 以及在第一时间 段之后每分钟约 10 至约 200μL 的流体吸收速率。 吸收速率增加之前的时间段可以为约 10 分钟、 约 15 分钟、 约 20 分钟、 约 30 分钟、 约 45 分钟、 约 1 小时、 约 90 分钟、 约 2 小时、 约 180分钟、 或约 2 小时。在其它实施例中， 套囊的吸收材料吸收流体的能力被延迟。例如， 套囊 的吸收材料可以完全或部分地覆盖有影响吸收材料吸收流体的能力的材料或被包含在这 种材料内。 吸收材料可以完全或部分地覆盖有例如膜或织物的覆盖材料或包含在该覆盖材 料内， 该覆盖材料永久性地不可渗透流体， 但是可移除的并在所需延迟期期满时被移除 ； 覆 盖材料的移除可以在假体原位处在植入部位处时例如通过使用基于导管的移除工具夹持 和移除覆盖材料来进行。可使用基本上不可渗透流体 （诸如， 水、 血液等） 并且是生物相容 的任何材料来形成覆盖材料。非限制性实例包括聚氨酯、 聚乙烯、 聚二甲基硅氧烷、 有机硅 （silicone） 、 橡胶和聚氯乙烯。 在其它实施例中， 吸收材料可以完全或部分地覆盖有例如膜 或织物的覆盖材料或包含在该覆盖材料内， 该覆盖材料是临时不可渗透流体的， 但在所需 的一段延迟期之后变得可渗透流体。 例如， 覆盖材料可以随时间推移可降解， 或者可包括响 应于温度、 pH 或植入部位存在的一些其它环境诱因而降解或改变的材料。 在其它实施例中， 吸收材料可以完全或部分地覆盖有覆盖材料或包含在该覆盖材料内， 该覆盖材料可渗透流 体， 但流体迁移穿过这类覆盖材料和 / 或覆盖材料对流体的饱和足够缓慢， 以在吸收材料 吸收足够量的流体而附着到植入部位之前提供延迟。 由覆盖材料提供的延迟期可以为例如 在假体暴露于流体之后约 5 分钟至约 3 小时、 约 10 分钟至约 3 小时、 约 20 分钟至约 2 小时、 约 30 分钟至约 2 小时、 约 45 分钟至约 90 分钟、 或约 1 小时。在另一些实施例中， 因为吸收 材料自身， 或者与吸收材料混合或以其它方式大致散布在吸收材料中或与吸收材料一体化 的材料响应于植入部位存在的一个或多个条件 （如温度、 pH 等） 而改变， 套囊的吸收材料吸 收的能力因此被延迟。 例如， 吸收材料可包括聚合物或与聚合物一起提供， 该聚合物响应于 暴露于流体或植入部位存在的某些其它环境诱因而随时间推移改变形状， 并且这样的形状 改变允许引发或加速吸收材料对流体的吸收。
可用于形成吸收材料的示例性物质包括任何交联水凝胶复合物。 交联水凝胶复合 物可基于共价交联、 物理 / 离子交联， 或这两者。非限制性实例包括聚 ( 丙烯酸 )、 聚(乙 二醇 )、 聚 ( 氧化乙烯 ) （poly(ethylene oxide)） 、 聚氧丙烯 （poly(propylene oxide)） 、 聚 ( 乙烯醇 )、 聚乙烯吡咯烷酮、 聚 ( 甲基丙烯酸羟乙酯 )、 聚 ( 氨基酸 )、 葡聚糖 （Dextran） 、 多 糖和蛋白质。可用于形成吸收材料的物质的另外的实例包括聚丙烯酸钠、 聚丙烯酰胺共聚 物、 乙烯 - 马来酸酐共聚物、 羧甲基纤维素聚乙烯醇共聚物、 聚氧化乙烯、 以及聚丙烯腈。
也可以使用任何 “超吸收材料” ， 例如超吸收聚合物。如本文所用， “超吸收” 材料 是以体积溶胀率 （Qv， 溶胀体积除以 “干燥” 体积或在吸收任何流体之前的体积） 从 1 至约 5-1000 增加为特征的材料。 上面列出了超吸收材料的一些实例。 本领域的普通技术人员可 容易地识别可以以 “超吸收” 为特征的其它合适的材料， 并且可以使用任何这样的材料。优 选地， 套囊被配置为使得膨胀主要在单个方向上发生。 例如， 膨胀可以主要在相对于支架的 外表面大致垂直的方向上。 如果套囊包括在支架的外表面周围形成完整圆周的吸收材料的 连续环， 吸收材料的膨胀方向可以表征为径向的。 由于处于其膨胀状态的支架将足够刚性， 以抵御在朝向支架表面的方向上因吸收材料的任何径向膨胀导致的压缩， 因此吸收材料的 径向膨胀将是在远离支架表面， 即朝向二尖瓣环的内表面的方向上基本上单向的。如上所 述， 吸收材料的膨胀在套囊和二尖瓣环之间产生防止瓣周漏的密封。
根据本公开的假体可以进一步包括设置在上凸缘、 下凸缘或两者处的网状物 （webbing） 。网状物可包括吸收材料。网状物的存在可以有助于将假体附着 （即固定、 锚固和 / 或密封） 在植入部位处。因此， 网状物可通过吸收流体而膨胀， 并且结果的附着可被延 迟足够的时间， 以允许将假体定位在植入部位处。当上凸缘和下凸缘中的一个或两者包括 诸如如上所述的独立支架元件的分立元件时， 网状物的一部分可设置在凸缘中的任意一个 或两者的至少一对独立的支架元件之间。优选地， 网状物设置在上锚固凸缘的多对独立的 支架元件之间和下锚固凸缘的多对独立的支架元件之间。 当上凸缘和下凸缘中的一个或两 者包括翼片、 叶片或其它凸起时， 凸起中的每一个的部分或全部可配备有网状物。 上文关于 套囊描述的材料或构件的特性中的每一个可以存在于网状物中。因此， 网状物可包括在流 体吸收中产生延迟或提供足够缓慢的流体吸收速率的一种或多种材料、 构件或两者， 使得 网状物在所需延迟期期满之前不膨胀到使假体附着到植入部位所需的程度。
本发明的假体也包括瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架的内表面的至少一个小 叶。 一个或多个小叶与支架内表面的附接无需是直接的 ； 例如， 瓣膜支撑环可固定地附接到 支架的内表面， 并且 （一个或多个） 瓣膜可固定地附接到瓣膜支撑环。瓣膜可包括一个小叶、 两个小叶或三个小叶。小叶优选地从诸如哺乳动物心包膜的生物来源获得。例如， 小叶可 由牛、 马、 绵羊、 山羊或猪心包膜制成。在其它实施例中， 小叶可从动物瓣膜， 优选从哺乳动 物瓣膜获得。非限制性实例包括牛颈静脉瓣、 猪肺动脉瓣和猪主动脉瓣。本领域的普通技 术人员将会理解如何为所需目的选择合适的瓣膜。 图 1 提供了示例性假体 2 的三个视图。假体 2 包括具有上锚固凸缘 6 和下锚固凸 缘 8 的支架 4。如图 1A 和 1C 分别示出的， 支架 4 具有膨胀状态和未膨胀状态。图 1B 提供 了示例性假体 2 的顶部透视图。 上凸缘 6 和下凸缘 8 包括独立的支架元件， 这些支架元件在 支架 4 在膨胀状态 （图 1A、 1B） 时为大致卷绕的， 并且在支架 4 在未膨胀状态 （图 1C） 时为大 致伸直的。当支架 4 被压缩和伸长时， 支架元件也伸长和伸直以允许假体 2 折叠并适合通 过定位导管。假体 2 也包括围绕支架 4 的外表面周向设置的套囊 10a、 10b。如图 1C 所示， 在假体 2 定位在植入部位之前， 套囊 10a 将不会通过吸收流体而膨胀。然而， 如图 1A 和 1B 所描述的， 一旦假体 2 暴露于流体， 并且经过用于将假体 2 定位在植入部位处所需的时间， 套囊 10b 将吸收流体并在大致远离支架 4 的表面的方向上径向膨胀， 以将假体 2 基本上附 着在植入部位处。假体 2 也包括固定地附接到支架 4 的内表面的小叶 12。图 1 描述的假体 包括三个小叶， 这些小叶可在图 1B 中最清楚地弄清。
在另一方面， 公开了用于置换手术对象体内的破损或病变二尖瓣的方法， 该方法 包括 ： 将二尖瓣假体递送至手术对象的植入部位， 该二尖瓣假体包括 ： 自膨胀支架， 该自膨 胀支架包括外表面、 内表面、 中间区域、 上锚固凸缘和下锚固凸缘， 其中支架具有未膨胀状 态和膨胀状态 ； 套囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架的外表面设置的吸收材料 ； 和 瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架的内表面的至少两个小叶 ； 并且通过吸收流体使套囊 膨胀， 以将假体基本上附着在植入部位处， 其中附着被延迟足够的时间， 以允许将假体定位 在植入部位。
根据本发明的方法， 可以使用上文对于本发明的二尖瓣假体描述的属性、 构件、 材 料等的每一个。
向植入部位递送二尖瓣假体可经心房、 经心尖或经皮实现。紧随假体递送之后可 以是一个或多个定位步骤 （即， 定位和在需要时再定位） ， 由此可调整假体的位置以相对于 二尖瓣环最佳地定位。
对于经心房递送， 可进行如以下所述和如图 3 所示的示例性程序。通过肋间空间 进行小的 （2-3cm） 开胸手术 （图 3A） 。展开房间平面。如图 3B 所示， 收缩右心房 14， 并将荷 包缝合 （purse strings suture） 置入左心房 16。右肺静脉示出为标记 18。然后， 可操纵 的导引器导管 20 通过荷包 （图 3C） 置入左心房。将导管推进通过二尖瓣环 （图 3D） 。其位置 可通过超声心动图引导和确认。将假体 2 导引通过导管 20。心室凸缘首先膨胀， 然后锚固 到瓣环和瓣下结构 （小叶、 腱索、 左心室壁） 的心室侧 （图 3E） 。同样在超声心动图引导 （未示 出） 下递送支架的剩余部分和心房凸缘。心房凸缘膨胀并锚固到瓣环和左心房。密封套囊 在随后的 60 分钟期间内保持松弛， 以允许通过超声心动图充分记录瓣膜位置和功能。在就 位 1 小时之后， 套囊 10b 完全膨胀以使装置抵靠天然二尖瓣环密封 （图 3F） 。
对于经心尖递送， 可进行如下所述示例性程序。 进行小的左侧开胸手术， 大小类似 于经心房递送程序期间使用的大小。将荷包缝合置入左心室顶端。然后， 将可操纵的导管 导引器通过荷包置入左心室。导引器导管 20 在超声心动图的引导下被引导通过二尖瓣环。 对于该方法， 装置可以设计成使得心房凸缘首先展开和定位。借助于套囊和可选的网状物 的密封技术可类似于上文关于示例性经心房递送过程所描述的情况。
经皮递送可以是静脉式或动脉式的。当经皮递送为预期程序时， 假体被相应地配 置成例如可充分折叠， 以便经由外周静脉或动脉通路放置。 静脉经皮递送可以如下所述和如图 4 所示方式进行。通过本领域的技术人员将容 易理解的标准技术实现股静脉的进入。然后， 将可操纵的导管 20 引入静脉系统并利用荧光 镜引导引导至右心房 （图 4A） 。一旦位于右心房内， 则使用标准技术将导管横穿房间隔膜到 达左心房 （图 4B） 。然后， 如在经心房方法中所述， 在超声心动图的引导下展开假体 2。
对于动脉经皮递送， 可以进行如下示例性程序。 通过标准技术实现进入股动脉。 然 后， 将可操纵的导管引入动脉系统并使用荧光镜引导引导至主动脉根和左心室内。一旦位 于左心室内， 如上文结合经心尖方法所述展开装置。
一般实施例 II
下面的描述涉及本公开的第二一般实施例， 该实施例涉及本发明的瓣膜假体 ； 用 于置换破损或病变的瓣膜的方法 ； 用于递送瓣膜假体的系统 ； 套件 ； 以及用于递送瓣膜假 体的方法。
在一个方面， 提供了瓣膜假体， 其包括 ： 至少部分地自膨胀的支架， 该支架包括限 定外表面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上和下锚固凸缘， 该支架具有未膨胀状 态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有至少一个大于上锚固凸缘的对应尺寸的几何尺寸 ； 和 瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一个小叶。
支架可被配置成至少部分地自膨胀的。例如， 支架可以是能够自膨胀至其最大膨 胀状态或膨胀至至少一定程度的， 支架可被配置成使得它必须例如通过球囊而受迫膨胀。 例如， 支架可被配置成使得在不借助于除支架自身之外的任何机构的情况下发生其必要膨 胀的 100%， 或者可被配置成使得在不借助于除支架自身之外的任何机构的情况下发生必要 膨胀的 99% 或以下， 但大于 0%。在某些实施例中， 支架为完全自膨胀的。
至少部分地自膨胀的支架可包括显示具有大弹性应变的形状记忆或 “超弹性” 材 料。示例性的材料为镍钛诺， 一种镍钛合金。在一个实施例中， 支架包括镍钛诺线编织物。 具有类似特性的任何其它材料也可用于构造自膨胀支架， 并且更一般地， 还可使用合适的
生物相容性材料来形成支架， 而不论是其否为自膨胀的。示例性材料除别的之外包括不锈 钢、 钴 / 铬合金、 钴 / 铬 / 镍合金、 镍 / 铬合金、 铂、 铂 / 铱合金。 支架可包括一种或多种其它 材料， 这些材料本身不是自膨胀的， 但不抑制或以其它方式妨碍支架自膨胀的能力。例如， 可包括任何生物相容性材料以将任何其它所需的结构特征添加到支架。 示例性生物相容性 材料除别的之外包括不锈钢、 钽、 铂合金、 铌合金和钴合金。 附加地或替代地， 一种或多种生 物可吸收材料可用于形成支架。支架的一部分或全部可涂布以含药的复合物， 以使得支架 能够在原位洗脱药物。
支架包括线骨架， 除了如上所述的任何其它相容材料之外， 该骨架由允许支架至 少部分地自膨胀的材料形成。骨架可使用诸如卷绕、 机织、 编织或针织的常规技术由线形 成。在一个优选的实施例中， 支架包括线编织物。在某些实施例中， 线骨架可在一些或所有 交叉点处被焊接或以其它方式接合， 从而形成至少在一些地方不铰接的结构。线骨架的形 成是本领域的技术人员容易理解的， 并且本公开旨在包含任何合适的技术， 包括任何功能 上可接受的骨架几何形状。
本发明人已经发现， 对于支架将多好地锚固到植入部位以及在支架和植入部位之 间例如在支架和瓣膜环的内壁之间形成的密封的质量这两者， 由支架施加的径向力的量可 以是重要决定因素。依照本发明， 已经发现， 至少三个因素有助于支架所施加的向外径向 力。首先， 用来形成骨架的线的厚度影响支架所施加的径向力的程度。根据本公开， 用来形 成骨架的线的厚度可以为约 0.005 英寸至约 0.030 英寸。例如， 线可具有约 0.010 英寸、 约 0.015 英寸、 约 0.020 英寸、 约 0.025 英寸、 或约 0.030 英寸的厚度。另外， 已经发现， 线骨 架的密度影响由支架施加的径向力。 可用来描述线骨架的密度的参数在下文中更全面地限 定。 第三， 相对于支架将植入的瓣环的主要尺寸的直径， 支架在膨胀状态下的直径影响由支 架施加的径向力。 瓣环可以是大致圆形的， 但在许多情况下为大致椭圆或鞍形的， 使得瓣环 将具有主要尺寸和次要尺寸 （直径） 。在圆形瓣环的情况中， “主要尺寸” 将仅仅是瓣环的直 径。目前已经发现， 当支架在其膨胀状态下的直径为瓣环主要尺寸的约 95% 至约 125% 时， 支架施加有益量的径向力。例如， 具有为瓣环主要尺寸的约 95%、 约 100%、 约 105%、 约 110%、 约 115%、 约 120%、 或约 125% 的直径的膨胀的支架将有利于施加有益量的径向力。 确切地说， 这可以意味着膨胀的支架可具有约 25 至约 50mm 的直径。
支架包括具有各种尺寸的中间区域， 这些尺寸包括未膨胀长度、 未膨胀直径、 膨胀 长度和膨胀直径。未膨胀长度优选地基本上等于或大于膨胀长度， 并且膨胀直径大于未膨 胀直径。 未膨胀直径可以是使得未膨胀支架能够在递送期间通过手术对象脉管转移的任何 尺寸。例如， 未膨胀直径可具有使得未膨胀支架能够适合导管 （或相关构件， 诸如本文更充 分描述的压缩套管） 的内部， 该导管具有约 1mm 至约 13mm、 优选地约 1mm 至约 8mm 的直径。 膨胀长度可大致对应于比在手术对象心脏的两个室之间、 或者在一个室和相关动脉， 诸如 左心室和主动脉之间的环长度大致相等或更长的长度。优选地， 支架的膨胀长度比这样的 环的长度更长。由于诸如二尖瓣环的瓣环的长度可能因手术对象而异， 特定手术对象可与 具有适合该手术对象的瓣环的膨胀长度的支架匹配。通常， 膨胀长度可以为约 0.5cm 至约 5cm、 约 1cm 至约 4cm、 约 1.5cm 至约 3.5cm、 或约 2cm 至约 3cm。如上所述， 膨胀直径可以为 手术对象瓣环的主要尺寸的约 95% 至约 125%。即使在本文中更充分地讨论的这样的实施 例中 ： 其中本发明的假体进一步包括套囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架外表面设置的吸收材料， 膨胀直径也优选地落入上文列举的相对于手术对象瓣环的主要尺寸的范围 内。
根据本公开的假体可被配置为经心房、 经心尖或经皮递送。因此， 根据需要， 假体 的尺寸、 用于支架、 套囊或其它构件的材料的类型、 支架上药物涂层的存在与否、 所包括的 凸缘的类型、 支架的骨架图案 （如编织） 、 流体吸收的延迟长度、 以及其它因素都可被操纵， 以便将假体配置用于经心房、 经心尖或经皮递送。本领域的技术人员将容易理解分别通过 经心房、 经心尖或经皮途径递送带支架装置所需的特性， 并且可以相应地从本文所述大特 性范围中选择。
除了中间区域之外， 自膨胀支架包括上凸缘和下凸缘。 在最简单的实施例中， 凸缘 中的一个或两者包括中间区域的纵向末端或边缘。例如， 凸缘中的一个或两者可以是在中 间区域的纵向末端处部分地或完全地围绕支架周围延伸的支架材料的 “唇缘” 。在其它实 施例中， 凸缘中的一个或两者可被配置成提供将支架基本上固定在瓣环的位置处的锚固功 能。 例如， 下凸缘可被配置成锚固到二尖瓣环的心室侧， 并且上凸缘可被配置成锚固到二尖 瓣环的心房侧。上凸缘和下凸缘的相应配置可以但不需要是相同的， 因此下凸缘可采用不 同于上凸缘的配置。上凸缘、 下凸缘或两者可包括多个突出的支架元件。可以出于本发明 的目的构思任何凸缘设计， 而不论其是否由一体结构或多个分立元件组成。 例如， 凸缘可包 括多个突出的支架元件， 这些元件分别包括单独的线或成束的线组。多条线可包括规则或 不规则间隔的阵列， 并且线本身可提供为单股线、 或两股、 三股、 四股或更多股线的成组或 成束的集。在其它实施例中， 凸缘可包括多个线环。线环可与支架的线骨架一体化。例如， 支架可包括限定 （除了支架的其它元件之外） 包括多个线环的凸缘的线编织物。线环可包括 规则或不规则间隔的阵列。
每个凸缘可具有对应于支架的未膨胀状态的配置， 以及对应于支架的膨胀状态的 配置。 例如， 当凸缘中的一个或两者包括多个独立的支架线时， 元件可以在支架处于未膨胀 状态时大致伸直， 并且可以在支架处于未膨胀状态时大致卷绕。在其它情况下， 凸缘可包 括限定翼片、 叶片、 套环或其它凸起的一个或多个元件， 翼片、 叶片、 套环或其它凸起可定向 为当支架处于未膨胀状态时大致平行于支架的长轴， 并且当支架处于膨胀状态时不同地定 向。一些实施例是使得上凸缘和下凸缘各自包括多个突出的支架元件， 该支架元件当支架 处于未膨胀状态时各自大致伸直， 并且当支架处于膨胀状态时各自朝向支架的中间区域大 致向回弯曲。
目前已经发现， 包括具有大于上凸缘的对应尺寸的至少一个几何尺寸的下锚固凸 缘的支架能够将假体可靠地附着到植入部位。传统地， 破损或病变瓣膜的置换包括移除坏 死的瓣膜组织， 以便为假体瓣膜装置清理出空间， 并且避免对假体功能的不希望的妨碍。 本 发明的设计不需要移除坏死的瓣膜组织， 并且实际上得益于这类组织的存在， 因为该设计 能够借助于下锚固凸缘而夹持植入部位处存在的组织 （不论这类组织是否包括坏死的瓣膜 材料） ， 并且能够借助于上锚固凸缘而进行类似的夹持以及 “封盖 （capping） ” 。 例如， 当植入 部位为二尖瓣环时， 本发明的假体牢固地附着到植入部位， 尤其归因于下锚固凸缘夹持心 室侧的坏死的瓣膜组织和瓣环组织的动作， 以及上锚固凸缘夹持这类组织并同样地在瓣环 的心房侧上提供 “盖子 （cap） ” 的动作。
如本文所用， 术语 “下” 和 “上” 仅仅是便利的术语 ； 用于植入例如二尖瓣环的假体将被在原位定位， 使得 “下” 锚固凸缘定向在瓣环的心室侧上， 并且从而基本上 “朝下” ， 并且 由此产生使用术语 “下” 来表示心室侧凸缘的惯例， 该凸缘具有大于上凸缘上的对应尺寸的 几何尺寸。通常， 由于术语 “上” 和 “下” 的使用仅仅是惯例， 当在其它上下文中使用假体时， 不要求 “下” 锚固凸缘定向为基本上或甚至部分地 “朝下” 。
在下锚固凸缘中与上锚固凸缘相比更大的几何尺寸可以是由相应的凸缘共享的 任何尺寸。因此， 该几何尺寸可以是长度、 宽度、 高度或任何其它参数。在一个实例中， 下锚 固凸缘包括多个具有相等长度的突出的支架元件， 其中下锚固凸缘的突出的支架元件比形 成上锚固凸缘的一系列突出的支架元件更长。 当上和下锚固凸缘分别包括多个突出的支架 元件时， 当超过 50%、 超过 60%、 超过 70%、 超过 75%、 超过 80%、 超过 85%、 超过 90%、 超过 95% 或 100% 的下凸缘的突出的支架元件具有比上凸缘的突出的支架元件更大的尺寸时， 下锚固凸 缘可以被称为具有大于上锚固凸缘的对应尺寸的几何尺寸。
图 5 提供了这种类型的示例性支架 21 的视图， 其具有上凸缘 22 和下凸缘 24， 其 中每个凸缘各自包括多个突出的支架元件 26。突出的支架元件 26 为大致伸直的， 并且定 向为当支架 21 处于未膨胀状态时大致平行于长轴 Y（图 5A） ， 而当支架 21 处于膨胀状态时 大致朝向中间区域 28 向回弯曲 （图 5B） 。图 5B 的支架 21 相对于图 5A 的支架竖直地颠倒， 即， 图 5B 的上凸缘 22 出现在支架 21 的图的底部处， 而不是在顶部位置处 （如在图 5A 中那 样） 。下凸缘 24 的突出的支架元件 26 比上凸缘 22 的突出的支架元件 26 更长。当支架 21 处于膨胀状态时， 突出的支架元件 26 在支架主体的方向上施加力， 使得在突出的元件 26 和 支架 28 的中间区域的外表面之间插入的任何材料将被捕获在这两个元件之间。因此， 当包 括诸如在此所述的支架的假体被递送到植入部位并从其未膨胀状态变换为膨胀状态时， 在 植入部位处的诸如坏死瓣膜组织的松弛组织将捕获在相应的凸缘和支架的中间区域之间。 该动作显著地有助于将假体锚固到植入部位。下面的实例 2 公开了将根据本公开的示例性 瓣膜假体从该假体已植入的部位抽出所需的力的测量。
图 5B 表示了示例性支架 21 在其膨胀状态下的各种尺寸。线 a 表示支架 21 的直 径； 线 b 指示下凸缘 24 的各个突出的支架元件 26 的长度 ； 线 c 表示支架 21 的高度， 包括上 凸缘元件 22 和下凸缘元件 24 的贡献 ； 线 d 指示中间区域 28 的高度 ； 线 e 指朝向中间区域 28 向回弯曲的下凸缘元件 24 的直径 ； 并且线 f 表示朝向中间区域 28 向回弯曲的上凸缘元 件 22 的直径。
支架的直径在其膨胀状态下可以为例如约 25 至约 55mm。下凸缘的各个突出的支 架元件的长度可以为例如约 5 至约 45mm。支架在其膨胀状态下的、 包括上凸缘元件和下凸 缘元件的贡献的高度 （即， 平行于支架管腔延伸的尺寸， 用图 5B 中的线 c 表示） 可以为例如 从约 15 至约 55mm。当支架处于其膨胀状态时， 中间区域的高度单独地可以为例如约 15 至 45mm。朝向中间区域向回弯曲的下凸缘元件的直径 （如图 5B 的线 e 表示的） 可以为例如约 1 至约 8mm。朝向支架的中间区域向回弯曲的上凸缘元件的直径 （如图 5B 的线 f 表示的） 可 以为例如约 3 至约 12mm。
对于图 5A 所示的压缩的支架， 支架的总长度可以为从约 4 至约 15cm， 并且压缩的 支架在中间区域 28 处的宽度可以为约 5 至约 15mm， 优选约 6 至约 12mm。
如上文指出的， 由支架施加的向外径向力的量尤其受线骨架的密度的影响。 通常， 更高的密度导致施加更大的向外径向力。图 6 提供了如何表征线编织物密度、 以及线编织物密度和线厚度如何分别影响本发明的支架 21 的各种参数的示例性实例。构造线编织物 的过程可以以 “步 （step） ” 和 “步进 （step-over） ” 描述。
图 6A 图示了包括线编织物的本发明的支架 21 的一个实施例， 该线编织物包括具 有三十一个独立的突出的支架元件的上凸缘 22 和具有三十一个单独的突出的支架元件的 下凸缘 24。 对于图 6A 所示实施例， 每个独立的突出的支架元件 26 构成构造过程中的 “步” ， 并且每个 “步” 需要 5 个 “步进” 来形成支架 21 的主体。
图 6B 图示了包括线编织物的本发明的支架 21 的进一步的实施例， 该线编织物包 括具有二十五个独立的突出的支架元件的上凸缘 22 和具有二十五个独立的突出的支架元 件的下凸缘 24。对于图 6B 的实施例， 每个独立的突出的支架元件 26 构成构造过程中的 “步” ， 并且每个 “步” 需要 3 个 “步进” 来形成支架 21 的主体。
可用来形成根据本发明的包括线编织物的支架的 “步进” 的数目可以为 2、 3、 4、 5、 6、 7、 8、 9 或 10。
图 6A 和 6B 还图示了用来形成包括线编织物的支架 21 的线的厚度如何影响支架 的某些特性。图 6A 的实施例涉及具有 0.025 英寸的厚度的线的使用， 而图 6B 则的实施例 涉及具有 0.012 英寸的厚度的线的使用。在图 6A 的实施例的情况中， 与图 6B 的对应元件 相比， 每个独立的突出的支架元件 26 的端部弯曲更宽， 因为在前者的情况中使用了比在后 者中更厚的线。如之前指出的， 用来形成本发明的支架的骨架的线的厚度可以为约 0.005 英寸至约 0.030 英寸。 本发明的瓣膜假体也可包括套囊， 该套囊包括至少部分地周向围绕支架的外表面 设置的吸收材料。术语 “套囊” 旨在包含 ： 在支架的外表面周围形成完整圆周的吸收材料的 连续环 ； 涉及吸收材料的邻接部分的任何其它构型， 诸如围绕支架的外表面形成螺旋的带 ； 设置在支架的外表面上的吸收材料的一个、 两个、 三个或更多个根本不同的小片或带 （或任 何其它形状或配置） ； 或者， 材料的一个或多个邻接部分和不同的小片、 带等的任何组合。在 优选的实施例中， 套囊包括在支架的外表面周围形成完整圆周的吸收材料的连续环。
当存在时， 套囊包括通过吸收流体而膨胀以使假体基本上附着在植入部位处的吸 收材料。当所公开的假体用于置换破损或无功能的二尖瓣时， 植入部位为二尖瓣环。如本 文所用， “附着” 可表示将假体基本上固定或锚固在植入部位处、 在套囊和二尖瓣环之间产 生基本上不可渗透流体的密封， 或两者。目前已经发现， 套囊可形成这样的密封， 该密封可 靠地防止在心房和心室之间的瓣周漏， 使得当假体就位时， 在心房和心室之间穿过的唯一 流体是置换瓣膜本身的活动允许通过的流体。
在包括套囊的实施例中， 假体的附着被延迟足够时间以允许将假体定位在植入部 位处。例如， 由于用于将假体经由导管定位在植入部位处的程序可能持续 40 分钟， 由流体 吸收使得套囊膨胀达到足以使假体附着到植入部位的程度可以被延迟， 直到该时间期满。 因此， 套囊包括在流体吸收中产生延迟、 或提供足够缓慢的流体吸收速率的一种或多种材 料、 构件或两者， 使得套囊在所需延迟期期满之前不膨胀到使假体附着到植入部位所需的 程度。延迟期可以从假体暴露于流体 （例如血液） 的时间点开始测量。延迟期可以为约 1 分 钟、 约 2 分钟、 约 5 分钟、 约 7 分钟、 约 10 分钟、 约 15 分钟、 约 20 分钟、 约 30 分钟、 约 45 分 钟、 约 1 小时、 约 75 分钟、 约 90 分钟、 或约 2 小时。被选择用于假体的套囊的类型可以取决 于将假体递送到植入部位的程序的难度。
套囊的吸收材料本身可以以足够缓慢的速率吸收流体， 以延迟假体在植入部位处 的附着。 在其它实施例中， 套囊的吸收材料可以以可变的吸收速率为特征， 使得吸收速率在 开始的时间段低， 但随时间推移或在一个时间段之后增加。 例如， 吸收材料可具有在假体暴 露于流体之后的第一时间段内每分钟约 0μL 至约 20μL 的流体吸收速率， 以及在第一时间 段之后每分钟约 10 至约 200μL 的流体吸收速率。吸收速率增加之前的时间段可以为约 10 分钟、 约 15 分钟、 约 20 分钟、 约 30 分钟、 约 45 分钟、 约 1 小时、 约 90 分钟、 约 2 小时、 约 180 分钟、 或约 2 小时。在其它实施例中， 套囊的吸收材料吸收流体的能力被延迟。例如， 套囊的吸收材料可以完全或部分地覆盖有影响吸收材料吸收流体的能力的材料或被包含 在这种材料内。 吸收材料可以完全或部分地覆盖有例如膜或织物的覆盖材料或包含在该覆 盖材料内， 该覆盖材料永久性地不可渗透流体， 但是可移除的并在所需延迟期期满时被移 除； 覆盖材料的移除可以在假体在植入部位处在原位时例如通过使用基于导管的移除工具 夹持和移除覆盖材料来进行。可使用基本上不可渗透流体 （例如， 水、 血液等） 并且是生物相 容的任何材料来形成覆盖材料。 非限制性实例包括聚氨酯、 聚乙烯、 聚二甲基硅氧烷、 硅酮、 橡胶和聚氯乙烯。在其它实施例中， 吸收材料可以完全或部分地覆盖有例如膜或织物的覆 盖材料或包含在该覆盖材料内， 该覆盖材料是临时不可渗透流体的， 但在所需的一段延迟 期之后变得可渗透流体。例如， 覆盖材料可以随时间推移可降解， 或者可包括响应于温度、 pH 或植入部位存在的一些其它环境诱因而降解或改变的材料。在其它实施例中， 吸收材料 可以完全或部分地覆盖有覆盖材料或包含在该覆盖材料内， 该覆盖材料可渗透流体， 但流 体迁移穿过这类覆盖材料和 / 或覆盖材料对流体的饱和足够缓慢， 以在吸收材料吸收足够 量的流体而附着到植入部位之前提供延迟。 由覆盖材料提供的延迟期可以为例如在假体暴 露于流体之后约 5 分钟至约 3 小时、 约 10 分钟至约 3 小时、 约 20 分钟至约 2 小时、 约 30 分 钟至约 2 小时、 约 45 分钟至约 90 分钟、 或约 1 小时。在另一些实施例中， 因为吸收材料自 身， 或者与吸收材料混合或以其它方式大致散布在吸收材料中或与吸收材料一体化的材料 响应于植入部位存在的一个或多个条件 （如温度、 pH 等） 而改变， 套囊的吸收材料吸收的能 力被延迟。 例如， 吸收材料可包括聚合物或与聚合物一起提供， 该聚合物响应于暴露于流体 或植入部位存在的某些其它环境诱因而随时间推移改变形状， 并且这样的形状改变允许引 发或加速吸收材料对流体的吸收。
可用于形成吸收材料的示例性物质包括任何交联水凝胶组分。 交联水凝胶组分可 基于共价交联、 物理 / 离子交联， 或这两者。 非限制性实例包括聚 ( 丙烯酸 )、 聚 ( 乙二醇 )、 聚 ( 氧化乙烯 )、 聚 ( 氧丙烯 )、 聚 ( 乙烯醇 )、 聚乙烯吡咯烷酮、 聚 ( 甲基丙烯酸羟乙酯 )、 聚 ( 氨基酸 )、 葡聚糖、 多糖和蛋白质。可用于形成吸收材料的物质的另外的实例包括聚丙 烯酸钠、 聚丙烯酰胺共聚物、 乙烯 - 马来酸酐共聚物、 羧甲基纤维素聚乙烯醇共聚物、 聚氧 化乙烯、 以及聚丙烯腈。
当存在时， 在套囊中也可使用任何 “超吸收” 材料， 例如超吸收聚合物。如本文所 用， “超吸收” 材料是以体积溶胀率 （Qv， 溶胀体积除以 “干燥” 体积或在吸收任何流体之前 的体积） 从 1 至约 5-1000 增加为特征的材料。上面列出了超吸收材料的一些实例。本领域 的普通技术人员可容易地识别可以以 “超吸收” 为特征的其它合适的材料， 并且可以使用任 何这样的材料。优选地， 套囊被配置为使得膨胀主要在单个方向上发生。例如， 膨胀可以主 要在相对于支架的外表面大致垂直的方向上。 如果套囊包括在支架的外表面周围形成完整圆的吸收材料的连续环， 吸收材料的膨胀方向可以表征为径向的。由于处于其膨胀状态的 支架将足够刚性， 以抵御在朝支架表面的方向上因吸收材料的任何径向膨胀导致的压缩， 因此吸收材料的径向膨胀将是在远离支架表面， 即朝二尖瓣环的内表面的方向上基本上单 向的。如上所述， 吸收材料的膨胀可提高在套囊和二尖瓣环之间防止瓣周漏的密封。
根据本公开的假体可以进一步包括设置在上凸缘、 下凸缘或两者处的网状物。网 状物可包括吸收材料。网状物的存在可以有助于将假体附着 （即固定、 锚固和 / 或密封） 在 植入部位处。 因此， 网状物可通过吸收流体而膨胀， 并且结果的附着可被延迟足够时间以允 许将假体定位在植入部位处。 当上凸缘和下凸缘中的一个或两者包括诸如如上所述突出的 支架元件的分立元件时， 网状物的一部分可设置在凸缘的任意一个或两者中的至少一对突 出的支架元件之间。优选地， 网状物设置在上锚固凸缘的多对突出的支架元件之间和下锚 固凸缘的多对突出的支架元件之间。 当上凸缘和下凸缘中的一个或两者包括翼片、 叶片、 套 环或其它凸起时， 凸起中的每一个的部分或全部可与网状物配合。上文关于套囊描述的材 料或组分的特性中的每一个可以存在于网状物中。因此， 网状物可包括在流体吸收中产生 延迟或提供足够缓慢的流体吸收速率的一种或多种材料、 组分或两者， 使得网状物在所需 延迟期期满之前不膨胀到使假体附着到植入部位所需的程度。
本发明的假体也包括瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架的内表面的至少一个小 叶。 一个或多个小叶与支架内表面的附接未必是直接的 ； 例如， 瓣膜支撑环可固定地附接到 支架的内表面， 并且 （一个或多个） 瓣膜可固定地附接到瓣膜支撑环。瓣膜可包括一个小叶、 两个小叶或三个小叶。小叶优选地从诸如哺乳动物心包膜的生物来源获得。例如， 小叶可 由牛、 马、 绵羊、 山羊或猪心包膜制成。在其它实施例中， 小叶可从动物瓣膜， 优选从哺乳动 物瓣膜获得。非限制性实例包括牛颈静脉瓣、 猪肺动脉瓣和猪主动脉瓣。本领域的普通技 术人员将会理解如何为所需目的选择合适的瓣膜。 例如， 可以认识到， 特定类型的瓣膜的适 宜性和小叶的数目可受到瓣膜假体的预期用途的影响。在一种情况中， 瓣膜假体的预期用 途可以是破损或病变的二尖瓣的置换物， 在这种情况下， 可以理解， 应选择三小叶瓣膜。即 用假体 （instant prosthesis） 可被配置用于置换任何心脏瓣膜， 诸如， 肺动脉瓣、 三尖瓣、 主动脉瓣或二尖瓣。
本公开也包括用于置换对象体内的破损或病变瓣膜的方法， 该方法包括 ： 将瓣膜 假体递送至对象的植入部位， 该瓣膜假体包括 ： 至少部分地自膨胀的支架， 该支架包括限定 外表面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上锚固凸缘和下锚固凸缘， 该支架具有未 膨胀状态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有至少一个大于上锚固凸缘的对应尺寸的几何尺 寸； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一个小叶 ； 以及使支架膨胀以将 假体基本上附着在植入部位处。
根据本发明的方法， 可以使用上文对于本发明的瓣膜假体描述的属性、 构件、 材料 等的每一个。
向植入部位递送瓣膜假体可经心房、 经心尖或经皮实现。紧随假体递送之后可以 是一个或多个定位步骤 （即， 定位和在需要时再定位） ， 由此可调整假体的位置以相对于瓣 环最佳地定位。
对于经心房递送， 可进行如下所述示例性程序。通过肋间空间进行小的 （2-3cm） 开胸手术。展开房间平面。收缩右心房， 并将荷包缝合置入左心房。然后， 可操纵的导引器导管通过荷包置入左心房。将导管推进通过二尖瓣环。其位置可通过超声心动图引导和确 认。将假体导引通过导管。下 （心室） 凸缘首先膨胀， 然后锚固到瓣环和瓣下结构 （小叶、 腱 索、 左心室壁） 的心室侧。同样在超声心动图引导下递送支架的剩余部分和上 （心房） 凸缘。 心房凸缘膨胀并锚固到瓣环和左心房。在包括套囊的假体的实施例中， 密封套囊在随后的 60 分钟期间保持松弛， 以允许通过超声心动图充分记录瓣膜位置和功能。在就位 1 小时之 后， 套囊完全膨胀以使装置抵靠天然二尖瓣环密封。
对于经心尖递送， 可进行如下所述示例性程序。 进行小的左侧开胸手术， 尺寸类似 于经心房递送程序期间使用的尺寸。将荷包缝合置入左心室顶端。然后， 将可操纵的导管 导引器通过荷包置入左心室。导引器导管在超声心动图的引导下被引导通过二尖瓣环。对 于该方法， 装置可以设计成使得心房凸缘首先展开和定位。可选的套囊和 / 或网状物可类 似于上文关于示例性经心房递送过程描述的情况。
经皮递送可以是静脉式或动脉式的。当经皮递送为预期程序时， 假体被相应地配 置成例如可充分折叠， 以便经由经皮静脉或动脉通路置入。
静脉经皮递送可以如下进行。 通过本领域的技术人员将容易理解的标准技术实现 股静脉的进入。然后， 将可操纵的导管引入静脉系统并利用荧光镜引导引导至右心房。一 旦位于右心房内， 则使用标准技术将导管横穿房间隔到达左心房。 然后， 如在经心房方法中 所述， 在超声心动图的引导下展开假体。
对于动脉经皮递送， 可以进行如下示例性程序。 通过标准技术实现进入股动脉。 然 后， 将可操纵的导管引入动脉系统并使用荧光镜引导引导至主动脉根和左心室内。一旦位 于左心室内， 即如上文结合经心尖方法所述展开装置。
在另一方面， 提供了用于将包括至少部分地自膨胀的支架的瓣膜假体递送到植入 部位的系统， 其包括 ： 导管， 该导管包括远端和近端， 允许导管沿导丝转移的导丝管腔， 用于 容纳用于操纵该导管的张力线缆的操纵管腔， 和停放部， 该停放部在远端处且其上可以装 载支架。 本系统还包括 ： 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套管用于在支架装载到停放部 上的同时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端， 该引导尖端定位在停放部的远侧， 用于在递送 期间引导导管 ； 和操纵机构， 该操纵机构与张力线缆可操作地关联以用于在至少一个定向 平面内偏转引导尖端。
与现有递送系统不同， 根据本公开的所公开的系统能够容纳、 输送和递送根据本 公开的瓣膜假体的支架以及其它配置的支架， 包括常规带支架装置。如本文将更充分讨论 的， 本发明的系统包括多个特征， 这些特征解决了与至少部分地自膨胀的支架的操纵和植 入相关的问题， 该支架包括具有与本发明公开的假体一起使用的支架的特性的支架。
本发明的系统的导管包括远端， 该远端是在支架植入程序期间被首先引导进生理 进入点的导管的末端。导管的近端 （本文限定为在使用期间最靠近系统的操作者的导管的 末端） 保留在对象的体外。即用导管 （instant catheter） 可具有从远端至近端约 20cm 至 约 200cm 的长度。导管的外径可以为约 0.5cm 至约 1.5cm。
导 管 可 由 任 何 合 适 的 材 料 构 成， 其 中 适 宜 性 由 诸 如 生 物 相 容 性、 耐 久 性、 在 刚 性 和 柔 韧 性 之 间 适 当 的 平 衡、 以及基于导管的预期用途可容易理 解 的 其 它 因 素 的 考 虑 来 确 定。 例 如， 可 以 使 用 聚 酰 亚 胺、 聚 乙 烯、 聚 丙 烯、 硅酮、 氯丁橡胶、 腈、 金属或金属合金 （诸如 Ti-Nb-Zr ； 参见例如美国专利 No.5,685,306） 或它们的任何其它组合。用于构造导管的 材料以及用于构造该导管的方法是本领域的技术人员容易理解的， 并且本文构思到所有合 适的材料和构造方式。
导管包括至少两个管腔， 第一管腔为导丝管腔， 该导丝管腔允许导管沿导丝转移 ； 第二管腔为操纵管腔， 该操纵管腔用于容纳用于操纵该导管的张力线缆。导丝管腔被适当 地加工大小、 成形和定位在导管内以容纳导丝， 使得导管可在已沿适当的生理通道放置的 导丝上转移到对象体内所关注的部位。操纵管腔被适当地加工大小、 成形和定位在导管内 以容纳张力线缆。操纵位于本发明的导管的管腔内的张力线缆引起导管的偏转， 这继而允 许导管从第一位置在原位移动至第二位置。 导丝及操纵张力线缆的选择和使用是本领域的 技术人员熟知的。 对于管腔在导管内的相对布置没有限制。 然而， 传统上将导丝管腔朝向导 管的中心定位。在一个实施例中， 导丝管腔和操纵管腔以并列布置方式设置在导管内。在 其它情况下， 导丝管腔可大致位于导管的中心， 并且操纵管腔位于导丝管腔和导管的外表 面之间。 可能希望包括多于一个操纵管腔， 其中每个操纵管腔可容纳分开的张力线缆， 以便 提高导管的操纵能力。 例如， 示例性导管可包括单个导丝管腔和两个、 三个或四个分开的操 纵管腔。
本发明的系统的导管进一步包括在导管的远端处的停放部， 该停放部上可以装载 支架。 停放部优选地与导管的剩余部分一体化， 并且可以仅包括导管的远端部， 该远端部具 有比导管的剩余部分， 或者至少比位于紧邻停放部处的一部分导管更小的直径。 例如， 虽然 导管的外径 （不包括停放部） 可以为约 0.25cm 至约 1.5cm， 但停放部的外径可以为导管剩余 部分的直径的从约 25% 至约 75%。确切地说， 停放部的外径可以为约 0.10cm 至约 0.80cm。 停放部的长度优选地至少与处于充分压缩状态的支架 （其示例性长度在上文中结合本发明 所公开的假体而提供） 一样长， 并且可以在一定程度上比压缩的支架长。确切地说， 停放部 的长度可以从约 4cm 至约 15cm。
停放部可以可选地包括可充胀球囊， 用于使装载到停放部上的支架膨胀或辅助该 支架膨胀。用于支架的膨胀的可充胀球囊的使用是本领域的技术人员熟知的。由于这样的 球囊通常在所需的时间经由流体 （液体或气体） 压力的选择性引入而致动， 当停放部包括可 膨胀球囊时， 导管可以进一步包括用于供应用来充胀球囊的流体 （例如， 生理盐水、 水或 CO2 气体） 的球囊管腔。当被充胀时， 球囊可采用适于辅助支架膨胀的任何配置 ； 例如， 充胀的 球囊可以是沿停放部的长度分布的细长的隆凸 （torus） 或一系列两个或更多个隆凸。
本发明的系统进一步包括至少一个可收回的压缩套管， 用于在将支架装载到停放 部上的同时压缩支架的至少一部分。压缩套管例如优选地与导管同轴布置， 该压缩套管作 用类似于在朝向或远离导管远端的方向上在导管上转移的插管或外覆盖物。 支架可以以压 缩状态装载到停放部上， 并且压缩套管可在停放部上转移， 以使得其在压缩的支架上面经 过并环绕压缩的支架 ； 这样， 压缩套管确保支架在装载到停放部上的同时保持压缩。 可能需 要专业技术来将支架以压缩状态装载到停放部上。在压缩的支架装载到停放部上， 并且至 少一个压缩套管与停放部同轴布置并确保支架保持压缩的情况下， 导管的远端可被递送到 植入部位， 在这里， 压缩套管被最终撤出， 并且由此允许支架在植入部位处膨胀。
压缩套管可由生物相容的且能够以所述方式起作用的任何材料制成。例如， 压缩 套管可由刚性材料构成， 使得其不被由压缩的支架所施加的外部径向力损坏或变形。压缩套管的内表面和 / 或外表面优选地配置成导致相对于任何其它组件或套管在使用期间可 能抵靠其滑动的生理特征的低摩擦系数 ； 该特征可以是构造套管的材料固有的， 或者可由 低摩擦涂层赋予套管材料。一种用于在构造压缩套管中使用的示例性材料为聚四氟乙烯 （PTFE- 有时以商品名 制造） 。可以使用任何其它合适的材料， 可选地涂布在具有 PTFE 或适于减小摩擦的另一种材料的内表面和外表面中的一个或两者上。
单个压缩套管可用来压缩整个支架。在其它情况下， 该系统可包括两个或更多个 压缩套管 ； 可存在第二可收回压缩套管或其它另外的压缩套管， 以便在支架装载到停放部 上时压缩支架的另外的部分。例如， 可以存在第一压缩套管并用来使支架的中间区域保持 压缩状态， 并且第二压缩套管可用来使支架的上凸缘和下凸缘保持压缩状态。在这样的实 施例中， 当支架装载到停放部上时， 第一和第二压缩套管定位成与停放部同轴布置， 第一压 缩套管被直接定位在支架上， 并且第二压缩套管被定位在第一压缩套管和支架上 ； 第二压 缩套管的撤出 （例如， 通过在远离停放部的方向上在导管上转移） 导致凸缘的膨胀， 并且第 一压缩套管的随后撤出导致支架的剩余部分的膨胀。由于撤出第二压缩套管的过程的性 质， 上凸缘或下凸缘将在上凸缘或下凸缘中的另一个膨胀之前膨胀。下面将结合图 7-9 更 充分地描述前面的过程。在通过移除第一压缩套管而使中间区域膨胀之前， 通过移除第二 压缩套管而使凸缘膨胀， 导致凸缘在植入部位处展开， 这允许支架在支架的中间区域 （包含 瓣膜） 展开之前至少部分地附着到植入部位。 本发明的系统进一步包括引导尖端， 引导尖端定位在导管的停放部分的远端处， 并且用于在递送过程期间引导导管。引导尖端可以是大致圆锥形的， 可以在其远端处成圆 形， 或者可以具有提高了尖端以及由此后继导管被引导穿过对象脉管的便利性的任何其它 配置。可用来形成引导尖端的材料可以包括任何刚性的、 生物相容的且优选地低摩擦的材 料。实例包括尼龙、 硅橡胶、 塑料、 镍钛诺、 不锈钢、 钴 / 铬合金、 钴 / 铬 / 镍合金、 镍 / 铬合 金、 铂、 以及铂 / 铱合金。引导尖端可以牢固地但可移除地附接到停放部的远端， 以使得能 在附接引导尖端之前将支架装载到停放部上。
根据本公开的系统还包括操纵机构， 操纵机构可操作地与一条或多条张力线缆相 关联， 并且用于在至少一个定向平面内偏转引导尖端。在操纵机构与一条或多条张力线缆 之间的关联被描述为可操作的， 这是因为操纵机构利用其与张力线缆的连接来偏转引导尖 端。使用张力线缆偏转张力线缆壳体是本领域的技术人员容易理解的。操纵机构可以是允 许使用者以预期方式操纵 （一条或多条） 张力线缆， 从而操纵导管的任何装置， 例如， 可以使 用闭孔节 （obturator knob） 、 杠杆、 刻度盘或任何合适的机构。 通过使用操纵机构偏转引导 尖端允许引导导管穿过对象的脉管 （例如， 使得下降进入对象的脉管） 并将停放部和支架准 确放置在植入部位处或附近。 操纵机构典型地结合诸如荧光镜或超声心动图的合适的成像 技术使用。
在又一方面， 公开了一种套件， 该套件包括包括用于将至少部分地自膨胀的支架 递送到植入部位的系统， 该系统包括 ： 导管， 该导管包括远端和近端， 允许导管沿导丝转移 的导丝管腔， 用于容纳用于操纵该导管的张力线缆的操纵管腔， 在远端处且其上可以装载 支架的停放部 ； 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套管用于在支架装载到停放部上的同 时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端， 该引导尖端定位在停放部的远侧， 用于在递送期间引 导导管 ； 和操纵机构， 该操纵机构与张力线缆可操作地关联以用于在至少一个定向平面内
偏转引导尖端 ； 以及， 至少一个瓣膜假体， 该至少一个瓣膜假体包括 ： 至少部分地自膨胀的 支架， 该支架包括限定外表面和内表面的线骨架以及插入有中间区域的上锚固凸缘和下锚 固凸缘， 该支架具有未膨胀状态和膨胀状态， 并且下锚固凸缘具有至少一个大于上锚固凸 缘的对应尺寸的几何尺寸 ； 和瓣膜， 该瓣膜包括固定地附接到支架内表面的至少一个小叶。
根据包括在本发明的套件中的假体和系统可分别使用以上关于本发明的瓣膜假 体和系统描述的属性、 构件、 材料等中的每一个。
套件可以进一步包括下列附加构件中的一个或多个 ： 使用说明 ； 系统或假体的任 何构件的替换部件 ； 以及用于修理系统的工具。 在某些实施例中， 本发明的套件包括多个瓣 膜假体， 其中假体中的至少一个在其膨胀状态下的直径大于假体中的至少另一个在其膨胀 状态下的直径。这样的实施例考虑了以下事实 ： 使用者为了植入手头的特定患者体内所关 注的特定部位必须选择被适当地加工在其膨胀状态下尺寸的瓣膜假体。 瓣环的内径在特定 患者体内变化， 使得例如， 主动脉瓣环的直径可不同于二尖瓣环的直径。同样， 诸如二尖瓣 环的特定瓣环的内径可随患者而变化， 使得第一患者的二尖瓣环具有比第二患者的二尖瓣 环更大的直径。 因此， 瓣膜假体必须选择为在其膨胀状态下具有合适的直径， 其中特定膨胀 直径的适宜性取决于预期植入部位和特定对象。因此， 有利的是在本公开的套件内包括至 少两个假体， 其中假体中的至少一个在其膨胀状态下的直径大于假体中的至少另一个在其 膨胀状态下的直径， 使得可以取决于相关标准从至少两个不同 “大小” 的假体中做出选择。 本发明的套件可包括至少两个假体， 其中一个假体具有与至少另一个假体不同类 型的瓣膜。例如， 特定套件可包括三个瓣膜假体， 其中两个包括置换二尖瓣， 一个包括置换 主动脉瓣。本文所述的用于包括在本发明的套件中的系统可用来将任何类型的假体 （包括 具有任何类型瓣膜的假体） 递送到植入部位， 并且包括分别包括不同类型瓣膜的假体使得 使用者能够选择最适合预期目的的假体。
图 7 描述了根据本公开的示例性套件的构件。 如图 7D 所示， 套件包括具有导管 30 的系统， 导管 30 具有远端 32 和近端 34。图 7A 提供了导管 30 的横截面图， 图中显示了导丝 管腔 36 和三个操纵管腔 38。回到图 7D， 停放部 40 在导管 30 的远端 32 处， 并且引导尖端 42 定位在停放部 40 的远端。在系统使用期间， 假体将被装载到停放部 40 上。操纵机构 44 位于导管 30 的近端 34 处， 并且在描述的实施例中包括阻塞器旋钮 46。套件也包括具有支 架 21 的假体， 支架 21 包括线骨架， 图 7B 图示了其膨胀状态， 图 7C 图示了其压缩状态。支 架 21 的线骨架限定了插入有中间区域 28 的上凸缘 22 和下凸缘 24。瓣膜 29 固定地附接到 支架 21 的内部。
本公开还涉及用于将包括至少部分地自膨胀的支架的瓣膜假体递送至植入部位 的方法， 该方法包括 ： (i) 提供一种系统， 该系统包括 ： 导管， 该导管包括远端和近端， 允许 导管沿导丝转移的导丝管腔， 用于容纳用于操纵该导管的张力线缆的操纵管腔， 在远端处 且其上可以装载支架的停放部 ； 可收回的压缩套管， 该可收回的压缩套管用于在支架装载 到停放部上的同时压缩支架的至少一部分 ； 引导尖端， 该引导尖端定位在停放部的远侧， 用 于在递送期间引导导管 ； 和操纵机构， 该操纵机构与张力线缆可操作地关联以用于在至少 一个定向平面内偏转引导尖端 ； (ii) 将瓣膜假体装载到停放部上 ； (iii) 将导丝递送到植 入部位 ； (iv) 将导管在导丝上转移， 以使得装载的瓣膜假体定位在植入部位处 ； (v) 收回可 收回的压缩套管以允许支架在植入部位处膨胀并从导管脱离 ； 以及 (vi) 从植入部位移除
导管和导丝。
根据按照本发明的方法使用的假体和系统可分别使用以上关于本发明的瓣膜假 体和系统描述的属性、 构件、 材料等的每一个。
图 8-9 图示了可收回的压缩套管 48、 50 如何可用来在递送到植入部位期间抵靠导 管 30 的停放部 40 压缩支架 21 并且允许支架在植入部位处膨胀和从导管 30 脱离的实例。 图 8A 描述了安装在导管 30 的停放部 40 上的压缩的支架 21 ； 为简单起见， 未示出压缩套管， 尽管不存在压缩套管通常将允许支架 21 膨胀。图 8B 示出了被示出为深灰色层的第一压缩 套管 48 （参见示例性的插图 X） 如何在支架 21 上推进并作用以压缩支架 21 的中间区域 28。 下凸缘 24 不被第一压缩套管 48 覆盖。在图 8C 中， 示出为浅灰色层的第二压缩套管 50 （参 见示例性插图 Y） 在第一压缩套管 48 和支架 21 两者上推进， 此时包括支架 21 的下凸缘 24。 第二压缩套管 50 因此确保下凸缘 24 在将导管 30 的远端递送到植入部位期间保持压缩。
图 9A-C 以相反的顺序描述了压缩套管的撤出如何允许包括支架的假体以受控的 顺序方式膨胀。在图 9C 中， 第一压缩套管 48 和第二压缩套管 50 以同轴布置就位于被安装 在导管 30 的停放部 40 上的支架上 ； 压缩套管 48、 50 共同地压缩支架的中间区域 28 和凸缘 22、 24， 使得支架保持安装在停放部 40 上。图 9C 中的浅灰箭头指示第二压缩套管 50 在导 管 30 上撤出以便继续到使支架在植入部位处膨胀的过程的下一步骤的方向。图 9B 示出了 撤出第二压缩套管 50 的结果 ： 下凸缘 24 已开始膨胀。图 9B 中的深灰箭头指示第一压缩套 管 48 在导管 30 上撤出以便允许支架的构件中的每一个膨胀的方向。在图 9A 中， 第一压缩 套管 48 已完全撤出， 并且支架 21 的下凸缘 24、 上凸缘 22 和中间区域 28 中的每一个都已完 全膨胀。下凸缘 24 朝向中间区域 28 向回弯曲， 并且插入在这两个构件之间的任何组织将 被牢固地夹紧。
在本发明的方法的一些实施例中， 导管的停放部可包括可充胀球囊， 并且在可收 回的压缩套管收回之后， 该方法可以进一步包括至少部分地填充球囊以进一步使支架膨 胀。虽然支架是至少部分地自膨胀的， 但使用球囊以确保支架达到其最大膨胀状态可能是 期望的。
图 10 图示了图 9 所述过程将如何导致在原位植入包括线骨架的瓣膜假体。在图 10A 中示出了在导管 30 已推进至植入部位 （二尖瓣环） ， 引导尖端 42 已经过瓣环推进进入心 室， 并且装载有压缩的瓣膜假体的停放部已经定位在瓣环内的植入过程点。图 10B 示出了 压缩套管从装载的假体的初始撤出如何导致下凸缘 24 的部分膨胀和展开。在图 10C 中， 压 缩套管已更进一步撤出， 使得下凸缘 24 的更大部分已膨胀。图 10D 描述了在压缩套管已完 全撤出， 下凸缘 24 朝向中间区域 28 向回弯曲， 中间区域 28 完全膨胀并抵靠二尖瓣环施加 径向力的植入过程点。在二尖瓣环的心室侧上的松散组织已被下凸缘 24 夹持， 并且在下凸 缘 24 和支架中间区域 28 之间夹紧。上凸缘 22 也处于完全膨胀状态， 其已夹持二尖瓣环的 心房侧上的松散组织， 并且起在瓣环心房侧上的组织上方的 “盖子” 的作用。
实例 1- 经由经股静脉 （transfemoral） 方法经皮植入
利用本发明所公开的用于递送瓣膜假体的系统以及根据本公开的瓣膜假体， 可以 如下进行示例性递送和植入程序。
首 先， 进入股静脉 （右 或 左）并 利 用 塞 尔 丁 格 （Seldinger）技 术 插 入 脉 管 鞘 （vascular sheath） 。经由标准的穿隔 （transseptal） 技术横穿房间隔， 并且经由球囊扩张房间隔造口术 （10-15mm 血管成形术球囊） 产生 / 扩大心房孔。
将超硬导丝小心地成形， 然后通过新产生的心房孔定位在左心室中。利用连续变 大的血管扩张器使股静脉进入部位更大或 “扩张 （dilated up） ” ， 其中血管扩张器被适当地 加工尺寸以匹配递送系统的直径。
瓣膜假体被压缩和定位在递送系统的停放部上， 并且该系统被以其它方式制备用 于插入股静脉中。装载的递送导管在线上推进到股静脉中， 穿过静脉系统， 横穿房间隔缺 损， 然后利用 ECHO （经食管的和 / 或心内的） 和荧光镜引导而定位在二尖瓣环的水平上。操 纵机构用来引导导管的引导尖端穿过脉管并横穿隔膜。
一旦横穿二尖瓣就位， 即通过依次撤出封闭套管 （containment sleeve） 、 允许支 架膨胀来实现假体的展开。 必要时， 通过充胀位于递送导管的停放部中的球囊， 可以使支架 强制膨胀至其正常配置。
使用 ECHO 和荧光镜评价来确认装置的位置和稳定性。如果全部看起来稳定， 则从 体内撤出递送导管。将大的脉管鞘置入股静脉以促进止血。利用经皮闭合装置 （Amplatzer 或 Helex） 闭合房间隔缺损。
实例 2- 计算 “拔出力”
根据本发明的假体在瓣环和周围材料上在原位施加多种不同的力。 这样的力有助 于假体保持锚固和适当地定位在植入部位处的独特能力。例如， 上凸缘和下凸缘分别朝向 支架的中间区域向回弯曲， 并且插入在凸缘和中间区域之间的任何组织将被凸缘夹持并在 凸缘和中间区域之间夹紧。支架也抵靠瓣环的壁施加向外的径向力。虽然这样的力可能难 以单独测量， 但拔出植入的假体所需的力表示由支架施加的各种力的集合的一个代表。
进行实验以测量示例性假体的拔出力。使用新切离的绵羊心脏进行测试， 绵羊心 脏被外部地固定在定制设计的箱子中， 箱子被建造用于将心脏保持在稳定直立位置。 首先， 进行左心房切开术以暴露二尖瓣。然后， 在直视下将假体展开到二尖瓣中。将缝合线成环 穿过装置的心房臂， 聚集成中心交汇点， 然后打结到一起， 并小心使每个缝合线束保持相等 长度 （很像降落伞的伞绳在跳伞员背后汇集到一起） 。利用测力计， 向后拉动打结的缝合线， 利用逐渐增加的力使装置从二尖瓣环移开。该过程的目的是， 拔出假体将需要至少 15 牛顿 的力。事实上， 假体在 15 牛顿下仍然固定到瓣环， 并且不能被拔出， 直到二尖瓣和腱索组织 在测得 20 牛顿以上的力的点时开始撕裂为止。因此， 即使在施加很大拔出力时， 由假体施 加到植入部位上的力的集合也使得装置能够附着到瓣环。
本领域的技术人员还将容易地理解， 在不实质上脱离本发明的新颖教导和优点的 情况下， 在示例性实施例中进行许多附加修改是可能的。 因此， 任何这样的修改旨在包括在 如下面的示例性权利要求书限定的本发明的范围内。