單環心臟瓣膜支撐結構的制作方法

單環心臟瓣膜支撐結構的制作方法
【專利摘要】本發明主要涉及一種人造心臟瓣膜支撐裝置，其適用于對心臟瓣膜的血管內置放，包括單環形支撐元件，所述支撐元件具有內部直徑和外部直徑，其中所述支撐元件具有完全剛性的外周邊，其中所述支撐元件與一個或多個內心室和/或內心房穩定化元件裝配，且其中所述支撐元件具有收縮的置放構造和展開構造。
【專利說明】單環心臟瓣膜支撐結構

【背景技術】
[0001]心臟瓣膜逆流在心臟收縮時心臟瓣葉未完全地關閉時發生。在心臟收縮時,血液通過未正確閉合的瓣葉回流。例如，在心室收縮時，在血液通過二尖瓣回流且進入左心房時發生二尖瓣逆流。
[0002]一些情況下，逆流由于瓣葉疾病而發生(例如主或“器質性”逆流)。逆流也可由左心室的膨脹引起，這會導致二尖瓣膜環的二次膨脹。環帶的膨脹使得二尖瓣的瓣葉擴展分開且形成很差的尖端補選(tip cooptat1n)和二次泄露，或所謂的“功能性逆流”。
[0003]目前，主逆流通過改造原生瓣葉而修正，例如通過夾子、縫合、鉤子等，以允許他們在心臟收縮時完全地閉合。在疾病發展太晚期時，整個瓣需要通過機械的或生物的假體更換。例子包括一直將瓣膜成形環縫合到帶瓣葉的實際瓣膜更換，其中縫合環被縫合到二尖瓣環。瓣膜成形環也被縫合瓣膜環，瓣膜成形環也用于改造環帶，使得原生的瓣葉更靠近在一起，以允許它們正確閉合。
[0004]因為基于主動脈瓣更換的成功，不斷受到關注的是，評估相似的技術來無創地使用相似類型的更換瓣膜更換二尖瓣。
[0005]但是，不同于主動脈瓣，二尖瓣環不提供用于定位更換二尖瓣的良好的標記。在需要更換主動脈瓣膜的患者中，主動脈瓣環的高度和寬度通常在存在于鈣形成相關的退行性疾病的存在而增加。由于主動脈瓣膜環橫截面面積減少，組織中的這些改變使得更容易正確地固定更換主動脈瓣。但是，通常在主動脈瓣膜中發現的退行性改變不存在于二尖瓣膜經歷的逆流，且二尖瓣環因此通常比染病的主動脈瓣的瓣膜環更薄。更薄的二尖瓣環使得其相對地難以正確在原生二尖瓣環中定位更換二尖瓣。二尖瓣環的一般解剖學結構也使其難以正確將更換二尖瓣固定在位。與主動脈瓣膜環提供的從主動脈到左心室的過渡相比，二尖瓣環用于從左心房到左心室更平滑的過渡。主動脈瓣膜環在結構上更顯著，提供更大“突起”，更換主動脈瓣更容易地固定在位到那里。
[0006]通常，主動脈瓣膜環比二尖瓣環更小。二尖瓣環估計有大約2.4cm到大約5cm的直徑,而主動脈瓣膜環估計有大約1.6cm到大約2.5cm的直徑。
[0007]更大的二尖瓣環使得其難以在原生二尖瓣位置牢固地植入當前血管內置放的瓣膜。當前的更換主動脈瓣膜在它們可在展開和植入期間經歷的徑向擴張量方面有限制。為了提供具有擴張構造從而可被牢固地固定在二尖瓣環中的更換主動脈瓣，將要求更換主動脈瓣的收縮置放輪廓被增加。但是，增加收縮置放輪廓將使得血管內置放對患者來說更危險且難以通過更大的直徑置放系統在脈管系統推進。
[0008]已經做出一些嘗試來置放和植入單件的更換二尖瓣，但是難以提供可收起來而具有足夠小的置放輪廓且仍然能經由脈管介入位置在二尖瓣中擴張和固定在位的裝置。
[0009]兩個環瓣支撐裝置適用于置放公開于共同擁有的美國申請(序號13/224，124，與2011年9月I日提交，且公開為US2012/0059458)。盡管該裝置為與現有技術方法的有關的大部分問題提供了解決方案，但是在某些臨床情況下，有利的是植入瓣支撐件，所述瓣支撐件在置入之后至少與上述的兩個環支撐件一樣穩定且還應提供與用于隨后植入的更換心臟瓣膜相同或更優越的支撐，但是其應結構更簡單，具有更小的截面輪廓且在植入之后在心臟空腔中占據更少的空間。


【發明內容】

[0010]本發明主要涉及一種人造心臟瓣膜支撐件裝置，包括單個瓣膜支撐件元件(也在下文稱為“支撐元件”)，其適用于血管內置放到解剖學的心臟瓣膜區域，其中所述支撐元件通常以單個環形環的形式提供，所述單個環形環具有內部直徑和外部直徑，所述內部直徑限定內部空間的外部邊界。基于心臟瓣膜的解剖學特征的考慮(尤其是二尖瓣)，植入在瓣膜環的一側(優選上側)上或植入瓣膜環本身中的簡化環形的單環瓣膜支撐裝置通常不被認為能保持就位很長時間。但是，本發明人意外發現所述裝置本身在植入之后是機械穩定的，此外，能為更換瓣膜在所述環形支撐件裝置的中央空間中的隨后植入(優選是更換主動脈瓣膜)提供穩定基礎。
[0011]由此，在一個方面，本發明提供用在瓣膜支撐件裝置，包括單環環形支撐元件，其中所述支撐元件具有收縮的置放構造和展開構造。在一個實施例中，支撐元件以平坦環形環的形式提供，優選用具有超塑性和/或形狀記憶性能的材料構造。這種合適材料的一個例子是鎳鈦諾，其具有上述兩種性能。這些性能可以用于允許所述裝置在其于收縮構造被置放之后、在加熱到其轉變溫度以上之后返回到擴張的記憶構造。
[0012]在徑向平面中(即原生心臟瓣膜瓣葉在其處于閉合位置時所在的平面)，環形支撐元件的尺寸可以以其外部半徑(Ro)其內部半徑(Ri)和這兩個半徑(Rd)之間的差異來限定。應理解，Ro通過將被植入瓣膜支撐裝置的二尖瓣環的直徑確定。但是，Ri通過將插入支撐裝置的中央空間中的更換心臟瓣膜的外部直徑確定。通常，與本發明的瓣膜支撐裝置結合使用的人造主動脈瓣膜具有比二尖瓣環小得多的外部直徑。因此，應理解Rd基本對應于小外部直徑的更換瓣膜和相對大直徑的二尖瓣環之間的環形間隙。優選地，Rd為l-14mm范圍。對于支撐元件的厚度(t)(在原位沿元件的縱向軸線測量)，t代表使得該參數最小化以便有助于卷曲和插入置放導管中的需要和讓支撐裝置足夠剛性從而其能抵抗跳動的心臟施加的力而不卡住的需要之間的平衡。在一個典型的非限制性的例子是，t為0.4mm，而Rd具有5.5mm的值。實際上，作為通常的規則，在本發明的環形支撐元件的大部分實施例中，Rd比i大得多。例如，在許多情況下Rd可以比t大2.5到35倍，更優選地比t大10到20倍。從前述說明可以理解，Rd和/之間的比率對本發明的瓣膜支撐裝置具有功能上的意義。
[0013]如上所述，在本發明的優選實施例中，瓣膜支撐裝置用于輔助人造主動脈瓣膜植入到需要這種植入的人體的二尖瓣環中。支撐裝置的厚度通常為0.25-0.6_，更優選地為0.4mm。
[0014]環形支撐元件可以具有的輪廓形狀為圓形的、橢圓或允許其適于在植入到心臟瓣膜環的區域中時與內部心臟壁閉合接觸的任何其他形式。
[0015]本發明的瓣膜支撐裝置的一個具體特征時環形支撐結構的外周邊是完全剛性的，從而在其展開構造下，不可能使得所述裝置的外部直徑進一步擴張。
[0016]如上所述，在不同于主動脈瓣膜的，病理相關的二尖瓣通常不與增加的石灰性變相關。這種缺乏石灰性變的一個結果是不可能通過沿徑向方向施加穩定化力的元件增加單環瓣膜支撐裝置在二尖瓣環中的穩定化。這一點的理由是，未石灰性變的瓣膜環的軟組織在這種情況下將簡單地對通過沿徑向向外方向擴張而施加的徑向力做出反應，由此傾向于減少支撐裝置和組織之間的接觸。由此，在二尖瓣的情況下下，額外的穩定化(如果需要的話)可僅通過沿縱向軸線在心臟組織上施加力的穩定化元件實現。因此，應注意，出于本發明的目的，術語“徑向”是指在原生瓣葉閉合時的解剖學瓣膜的平面。術語“縱向”是指與徑向方向成90度的方向，即基本平行于從心臟頂點到心臟根部畫出的假象線。
[0017]由此，在本發明的優選實施例中，單環支撐元件的機械穩定性通過使用穩定化元件(其中所述穩定化元件適于沿縱向方向對心臟組織施加穩定化力)和/或心臟組織錨固器件加強。
[0018]由此，在一些實施例中，支撐元件與心臟組織錨固器件裝配，所述錨固器件牢固地將所述支撐元件錨固到心臟壁。這樣的錨固器件的非限制性的例子包括鉤子或螺旋結構。
[0019]在一些實施例中，心臟瓣膜支撐件進一步包括一個或多個穩定化元件，其功能是對心室和/或心房中的所述支撐件提供額外的穩定化。優選地，心臟瓣膜支撐件與兩個或多個穩定化元件(更優選地是附接到支撐元件的兩個這樣的元件)裝配，從而它們之間按角度分開(繞環形支撐元件的周緣測量)大約180度(+/20度)。該具體結構確保在使用中穩定化元件可定位在中間和側向二尖瓣交界的區域中。這種結構的優勢是，支撐裝置穩定化元件沿原生的交界線布置確保所述穩定化元件在將更換瓣膜置放在所述支撐裝置的中央空間中之前的期間內不影響原生瓣膜的功能。
[0020]上述穩定化元件可以以任何合適的形式提供，包括(但不限于)額外的完整環結構、部分環、彎曲臂或翼狀物、細長臂或翼狀物和杠桿作用的臂或翼狀物。這些類型穩定化元件每一個的例子在下文給出。
[0021]由此，在一些實施例中，心臟瓣膜支撐件包括一個或多個心室內穩定化元件、一個或多個心房內穩定化元件。在其他實施例中，心臟瓣膜支撐件與至少一個心室內穩定化元件和至少一個心房內穩定化元件裝配。雖然在一些情況下，穩定化器件包括實體附接到心臟組織(例如在心房或心室壁中)的一個或多個元件，但是在許多其他實施例中，所述穩定化器件通過在心臟壁的內表面上施加大致縱向朝向的力而提供額外的機械穩定性，而不實體連接到內部心臟組織。
[0022]在一些其他優選實施例中，穩定化元件以細長錨固翼狀物的形式提供，所述錨固翼狀物是用與形成環形支撐環本身相同的盤狀件切出的。通過對內部心室壁施加壓力，所述翼狀物用于使得支撐裝置錨固且穩定在其工作位置。在本文所述的優選實施例中，瓣膜支撐裝置包括僅兩個這種錨固翼狀物。但是，一些形式的裝置可以具有多于兩個的翼狀物。
[0023]通常，該實施例的錨固翼狀物比如上所述心室內和心房內穩定化結構更長，且將在下文詳細描述。在許多情況下，錨固翼狀物的這種增加長度是有利的，因為其允許所述翼狀物與心室壁表面的更大面積接觸，由此實現支撐裝置穩定化的改進。
[0024]在本發明該方面的最優選實施例中，單環支撐結構僅包含兩個翼狀物，間隔開180度(+/_幾度)。這一點的理由是，翼狀物必須沿二尖瓣交界布置，以便防止更換瓣膜植入期間原生瓣膜功能障礙。
[0025]但是，盡管需要翼狀物設置為彼此相反，但是大多數翼狀物設計為不對稱，即兩個翼狀物不形成為完全彼此相反(即確切地分開180度)，以便避免在將其加載到置放導管中之前使得裝置卷曲的問題。相反在盤狀件處于平坦構造下時(在翼狀物向下彎曲以前)它們被并排布置。
[0026]在進一步優選實施例中，穩定化元件以杠桿操作的錨固器件的形式提供，其中所述錨固器件包括一個或多個錨固臂和相等數量的支點。所述錨固臂和支點相互設置為使得每一個錨固臂能在徑向向外的力施加到所述錨固臂時繞其支點沿上-側(super1r-lateral)方向樞轉。因為這種可樞轉結構用作杠桿，由此與錨固臂構造為基本上靜態結構的情況相比能在心室壁上施加大得多的力。以此方式，本發明的穩定化元件的該實施例能對心室施加足夠量的力，由此使得單環支撐裝置抵抗心室收縮期間產生的強位移力。但是，為了讓本發明的杠桿結構以其目的方式起作用，必要的是解決兩個進一步的問題:首先，需要對錨固臂施加足夠大的力，以便使得它們側向樞轉，且又類似地在內部心室壁上施加大的力，其次，需要對這種側向擴張的力計時，從而所述力僅在需要時施加，即在兩個階段的更換瓣膜植入過程的第二階段期間施加。為了解釋該第二點，必要的是簡短考慮二尖瓣正常發揮功能的方式。由此，在早期心臟收縮期間，心室內壓力增加到一點，使得由此施加在二尖瓣葉上的力足以使得它們閉合，由此防止血液從左心室到左心房的回退性流動。在兩個階段過程的第一階段(植入支撐結構)期間，由于原生瓣葉的閉合，支撐裝置不在心室收縮期間經歷強的移位力，實現左心室和左心房之間的完全(或幾乎完全)的分離。進而，甚至在原生瓣葉打開(心臟舒張期間)時，瓣膜支撐裝置也僅經歷非常低的壓力，因為首先環形支撐裝置的表面面積小，且其次，大部分所述表面面積不位于心房和心室之間的流體流動路徑中。但是，在兩個階段方法的第二階段期間(更換瓣膜的植入和擴張)，原生二尖瓣葉側向移位。以此方式，在早期心臟收縮期間防止所述瓣葉閉合。因此，在心室收縮期間，在更換瓣膜瓣葉上施加非常強的向上力，由此使得它們閉合。因為更換瓣膜瓣葉現在與瓣膜支撐裝置一起形成單個結構，所以作用在所述更換瓣膜瓣葉上的力將造成附接的瓣膜支撐裝置的位移(如同其未牢固錨固到心室壁那樣)。由此，在植入過程的該第二階段期間，支撐裝置的錨固臂能牢固接合心室壁，以便抵抗施加到所述裝置的移位力的突然增加。
[0027]兩個上述技術問題已經被本發明人解決，手段是使得更換瓣膜徑向擴張(在兩個階段實施方式的第二階段期間)，通過可充氣的氣囊或通過使用可自擴張的支架。以此方式，通過氣囊(或自擴張支架)施加的向外徑向力被傳遞到支撐裝置中的每一個錨固臂的中間部分。所述臂隨后被使得繞其支點樞轉(更多細節在下文描述)。這種樞轉運動隨后繼續，直到每一個錨固的側向部分接觸心室壁(或在一些實施例中，與中間部分一起，造成原生瓣葉的夾捏，或在其他實施例中接觸裝置側向附接翼狀物(如圖10所示-由此增加翼狀物與左心室附接的軸向力和增加翼狀物的錨固力)。總的來說:通過擴張更換瓣膜施加的力造成錨固臂的徑向擴張。由于所述臂的杠桿結構，通過擴張瓣膜產生的徑向朝向的力的大小被放大。從可樞轉臂結構獲得的額外優點是，在每一個擴張錨固臂的側向端和心室壁組織之間形成的角度可改變，從而所述臂將所述徑向力沿軸向方向傳遞到所述組織(即沿錨固臂的自由側向端的縱向軸線)。這種方向效果是非常有利的，因為與力相對于所述軸線以90的度施加的情況下相比，錨固臂的幾何結構使得它們能沿其縱向軸線在心臟壁上施加更大的力。因此，應注意，上述的方向性效果不要求錨固臂的自由端與組織接觸。實際上，在一些情況下，這種結構是不期望的，因為其會對心室組織造成創傷。相反，足夠的是，錨固臂的末端(即最側向)部分的短長度是成角度的，由此形成無創傷的基部。在這種結構中，通過心室壁施加在錨固臂上的大部分力仍朝向軸向(即沿縱向方向)，且由此防止所述臂卡住。。最后，力產生步驟是更換瓣膜的擴張這一事實造成從原生瓣葉已經固定不動的時刻通過錨固臂以正確的力矩施加大量值的力。優選地，錨固臂構造為使得其在沿其長度的一點處彎曲，從而所述臂可以被認為包括中間部分和側向部分，其中所述部分以它們之間大于O度的角度形成。應注意,該角度可以在錨固臂的樞轉運動期間變得更大或更小。但是，在一個優選實施例中，該角度逐漸減小到幾乎O度(隨側向擴張朝向其終點繼續，即側向部分幾乎完成閉合到中間部分上)。進一步，該可樞轉臂實施例的詳細情況在下文描述。在一些實施例中，支撐元件與適于牢固地接合更換心臟瓣膜的更換瓣膜接合器件裝配。在一些實施例中，接合器件可具有錨固和/或鎖定元件，其適于與更換心臟瓣膜的一部分牢固地鎖定。在其他實施例中，更換瓣膜接合器件用軟的生物適應性材料(例如生物適應性織物，硅，PET等)形成。，其裝配到支撐元件的一些部分的外部表面。在這些實施例中，在瓣膜支撐件的內腔中擴張時，生物適應性材料的軟且可壓縮特點允許其某些部分被更換瓣膜的支桿或其他結構元件擠壓。軟生物適應性材料的其他部分(不被擴張的更換瓣膜擠壓)伸入支桿和/或其他結構元件之間的所述瓣膜的內部空間中。以這種方式形成的突出部接合和抓持更換瓣膜，由此防止其相對于瓣膜支撐件運動。在其他實施例中，更換瓣膜接合器件包括剛性錨固件，其具有的尺寸和形狀使得它們在所述瓣膜于瓣膜支撐件的內部空間中擴張時能進入其支桿和/或其他結構元件之間的更換瓣膜的內部空間。
[0028]在本發明的一些優選實施例中，環形單環支撐元件的內部周邊能沿徑向方向彈性地變形。因此，應理解本發明的環形彈性可變形的支撐元件具有外部直徑和內部直徑。在使用中，本發明的支撐元件被選擇為使得更換心臟瓣膜在其完全擴張的展開構造下具有的外部直徑比所述支撐元件的內部直徑(在其處于擱置狀態時)略大。隨后，在瓣膜支撐元件的內部空間中置放更換瓣膜時，由于支撐元件彈性可變形的特點所述支撐元件的內部直徑增加。更換瓣膜由此通過徑向向內的力被牢固地保持在支撐元件中就位，由于所述支撐元件的彈性內表面傾向于返回其擱置位置，所述徑向向內的力通過所述支撐元件施加在所述瓣膜上。
[0029]應注意，彈性可變形的支撐元件可以構造為使得其整個內表面彈性可變形或，替換地其可以構造為使得僅其一些不連續的區域彈性可變形。
[0030]目前可用的主動脈閥膜(其可以經由經腿方法或經心尖方法植入)通常用氣囊可擴張材料制造(例如不銹鋼，例如Sapien帶支架瓣膜，由Edwards Inc.制造)或自擴張材料制造(例如鎳鈦諾，例如Core Valve帶支架瓣膜，由Medtronic Inc.制造,和Lotus帶支架瓣膜，由 Sadra, Boston Scientific Inc.制造)。
[0031]在氣囊可擴張閥膜中，在瓣膜于其位置置放和擴張之后，瓣膜的支架具有彈回現象。在意味著剛好在最大氣囊擴張之后，在氣囊放氣時，存在支架的一些彈回、一些“向回閉合”。這種現象是金屬氣囊可擴張支架的物理機械性質。在植入主動脈中時，主動脈壁是彈性的，且在其擴張之后，其在支架上施加向內的力，將其保持就位。但是，如果將這種帶支架瓣膜在完全剛性管/元件進行膨脹，則剛好在擴張之后支架將具有一些彈回，但是剛性元件由于其剛性將不具有任何彈回，因此總是在支架和剛性元件之間存在一些空間，且支架將不被強的力保持就位。
[0032]自擴張支架不展現彈回現象；然而，它們對置放在瓣支撐件中帶來了不同的困難。通過自擴張支架施加的朝向外的力比氣囊可擴張支架的朝向外的力更低，因此顯著的困難是確保自擴張帶支架瓣膜展開且固定到瓣支撐件中，而沒有在心搏周期期間脫離位置。如果瓣膜支撐件具有一個或多個支撐元件(其能施加朝向內的徑向力)則存在顯著的優勢，其增加將瓣膜附接到瓣膜支撐件的力且確保瓣膜不脫離位置。
[0033]在本發明的一些進一步優選實施例中，單環環形支撐元件的至少一個部分具有的外部直徑比心臟瓣膜環(所述支撐元件將植入該心臟瓣膜環中)的直徑更大(下文稱為“加大直徑部分”或類似稱謂)，且其中所述環形元件的至少一個其他部分具有的外部直徑比所述瓣膜環的直徑更小(下文稱為“減小直徑部分”或類似稱謂)。由此應理解，所述減小直徑部分中斷了本發明的支撐元件的環形外周。
[0034]在本發明的一個優選實施例中，支撐元件具有兩個加大直徑部分且兩個減小直徑部分。在另一優選實施例中，支撐元件包括四個加大直徑部分且四個減小直徑部分。應理解，在將本發明的心臟瓣膜支撐元件植入到心臟瓣膜環的區域中是，每一個放大直徑部分將抵靠解剖學的瓣膜環組織形成不漏流體的密封。相反地，小孔將形成在每一個減小直徑部分和瓣膜環的鄰近部分之間，由此允許在所述支撐元件所植入的心臟側上在心室和心房之間存在有限瓣周血液流動。以此方式，通過收縮的心臟而在心臟瓣膜支撐件上(在位于所述支撐件中的更換瓣膜上)施加的流體壓力(和力)將被減少。另外，這種獨特的設計減少室收縮所需抵抗的后負荷，因為它允許受控受限的逆流，且由此可以對心室功能具有有益的臨床效果，減少心室壁應力和氧氣消耗。
[0035]在一些實施例中，支撐元件具有至少一個聯接元件，其適于可逆地連接到置放系統。至少一個聯接元件可以是帶螺紋的孔。
[0036]在本發明的進一步優選實施例中，環形支撐元件與生物適應性織物制造的至少一個翼狀簾元件裝配。簾的功能是密封元件，其定位在支撐元件和二尖瓣膜環之間，由此防止在瓣膜支撐件植入二尖瓣膜環中之后的瓣周漏。
[0037]在本發明該方面的一個優選實施例中，單個簾元件附接到環形支撐元件的整個周緣。在另一優選實施例中，多個簾附接到支撐元件。在該實施例中，簾可以定位為使得在鄰近簾之間存在小的重疊，由此防止在它們之間的泄漏。這種簾密封特征獨特地解決了更換瓣膜植入之后瓣周漏的問題，因為織物簾元件能響應于通過心室收縮期間流動的血液施加力而運動，從而其將支撐元件和二尖(或其他)瓣膜環之間的其余空間大部分或完全密封。
[0038]本發明的一個方面是適于血管內或經心尖置放以更換二尖瓣的系統，包括:人造心臟瓣膜支撐裝置，包括單環形支撐元件，具有收縮置放構造和展開構造，如上所述；和更換心臟瓣膜，包括可擴張錨固件和多個瓣葉，其中所述更換心臟瓣膜適于固定到人造心臟瓣膜支撐裝置。
[0039]在一個非常優選實施例中，更換心臟瓣膜為人造主動脈瓣膜。
[0040]在一些實施例中，支撐元件適于而更換心臟瓣膜牢固接合。在一個這樣的實施例中，更換瓣膜固定器件包括附接器件，例如鉤子或其他機械錨固件，所述附接器件在其一個端部處連接到支撐元件，且具有用于附接到更換瓣膜的自由端。
[0041]在本發明的一些實施例中，如上所述的系統進一步包括壓力測量元件。這些元件可以位于系統的任何地方，包括瓣膜支撐裝置的表面上，附接到更換瓣膜，以及在引導導管中。在另一實施例中，本發明的系統進一步包括連接終端，其允許心律調整器連接到所述系統的各種部件。
[0042]本發明的一個方面是一種更換患者二尖瓣的方法，包括:將瓣膜支撐裝置置放到主體二尖瓣附近的位置，瓣膜支撐裝置包括單環形支撐元件；將支撐元件從收縮構造擴張到展開構造，以抵靠在二尖瓣環的平面上方、該平面的下方的心臟組織或抵靠瓣膜環本身，
[0043]在一個實施例中，上述方法可以用于通過血管內路線置放瓣膜支撐裝置。在另一實施例中，方法可以用于通過經心尖路線置放瓣膜支撐裝置。
[0044]在一些實施例中，讓支撐元件擴張包括允許支撐元件自擴張以抵靠心臟組織。
[0045]在一些實施例中，方法進一步包括使得心臟附接器件裝配到支撐元件的步驟，以插入心室壁。在一些情況下，通過控制絲線插入通過置放導管而插入所述附接器件，所述置放導管用于使得瓣膜支撐裝置旋轉。在其他情況下，在瓣膜支撐裝置插入期間，所述附接器件可以被套筒覆蓋，所述套筒被去除以便允許所述附接器件插入心室壁。在進一步實施例中，附接器件可以構造為錨固件的形式，所述錨固件具有兩個或多個朝向后的自打開遠端臂，其中所述遠端臂通過可吸收的縫合部保持為閉合構造。隨后，在所述附接器件進入心室組織后的一定時間周期之后(例如在數小時和數周之間)，所述縫合材料溶解，由此允許遠端臂采用其打開構造。
[0046]在其他實施例中，上述方法進一步包括使得心室內穩定化元件和/或心房內穩定化元件分別接合內部心室壁和/或內部心房壁的步驟。
[0047]在一些實施例中，擴張支撐元件包括將支撐元件朝向大致環狀地展開的構造擴張.
[0048]在一些實施例中，擴張所述支撐元件包括將支撐元件擴張抵靠附接到原生二尖瓣的乳突肌腱，且可不讓它們移位。
[0049]在一些實施例中，方法進一步包括將更換心臟瓣膜固定到瓣膜支撐件。將更換心臟瓣膜固定到瓣膜支撐件可包括將更換心臟瓣膜從收縮置放構造擴張到擴張構造。將更換心臟瓣膜擴張可包括具有氣囊使得更換心臟瓣膜擴張和/或允許更換心臟瓣膜自擴張。將更換心臟瓣膜固定到瓣膜支撐件可包括將更換心臟瓣膜徑向地固定在瓣膜支撐件中。將更換心臟瓣膜固定到瓣膜支撐件可包括將更換心臟瓣膜元件與瓣膜支撐元件鎖定，以將更換心臟瓣膜鎖定到瓣膜支撐件。在其他實施例中，將更換瓣膜固定到瓣膜支撐裝置的步驟包括使得裝配到瓣膜支撐元件的瓣膜附接器件接合所述更換二尖瓣。更換瓣膜可以通過血管內路線或通過經心尖路線置放。
[0050]在該方法的一個實施例中，
[0051]在進一步實施例中，置放瓣膜支撐裝置和人造心臟瓣膜的上述方法可以將兩個單獨的置放方法結合。一個方法是用于支撐裝置的而另一個方法是用于瓣膜的。這種策略的優勢是其極大地縮短瓣膜錨固件的置放和人工瓣膜本身的置放之間的時間延遲。這是很重要的，因為在瓣膜支撐件置放之后，會存在與原生二尖瓣功能的干擾(由于與瓣膜瓣葉的干擾造成的)。這種方法的一個例子是經由血管內、經后中隔路線(如在本文所述的)置放瓣膜支撐件，同時并行地經由經心尖或經股路線置放人造二尖瓣(如本領域公知的)。相反地，瓣膜支撐件可以通過經股或經心尖方法置放，而更換瓣膜本身經后中隔置放。由此，如上所述方法的一個實施例中，更換二尖瓣通過與瓣膜支撐件相同的路線置放。在方法的另一實施例中，更換二尖瓣和瓣膜支撐件通過不同路線置放，其中所述路線從經后中隔、經股和經心尖路線中選擇。使用這些各種方法以置放更換閥膜和其他裝置是本領域技術人員公知的且已經描述于幾個公開文件中，包括US 7，753，923和WO 2008/070797。
[0052]在如上所述的方法的優選實施例中，用于更換原生二尖瓣的更換心臟瓣膜是人造主動脈瓣膜。合適的人造主動脈閥膜的例子包括(但不限于)以下的商業可獲得更換閥膜:Sapien Valve (美國 Edwards Lifesciences Inc.), Lotus Valve (美國 BostonScientific Inc.), Core Valve (Medtronic Inc.)和 DFM valve (美國 Direct Flow MedicalInc.)。
[0053]如上所述，本發明的方法為用于用人工瓣膜更換原生心臟瓣膜的兩步方法，優選是二尖瓣，其中第一階段包括將單環瓣膜支撐裝置置放在原生二尖瓣膜環的區域中，和第二階段，包括在所述支撐裝置的中央空間中使得可擴張人工瓣膜擴張。在該方法中使用本發明瓣膜支撐裝置的其中一個關鍵優點是，穩定化臂的其形狀、尺寸和構造允許原生心臟瓣膜瓣葉在所述瓣膜支撐裝置置放(即過程的第一步驟)和更換瓣膜置放(即過程的第二步驟)之間的時間間隔中繼續發揮功能。當前構造的瓣膜支撐裝置的進一步關鍵優勢是，其平坦環形形式允許功能障礙的二尖瓣通過商業可獲得人造主動脈瓣膜更換。這是通過環形支撐件裝置能跨過相對小直徑的人造主動脈瓣膜和相對大直徑的原生二尖瓣環之間的間隙而實現的。隨說明的進行本發明的進一步優點將更加明顯。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0054]本發明的新穎特征具體在所附的權利要求中描述。通過參照以下說明性實施例的詳細描述可以對本發明的特征和優點有更好理解:
[0055]圖1顯示了本發明的單環瓣膜支撐件，其含有螺旋形心臟錨固器件。
[0056]圖2顯示兩個支撐元件，每一個具有相同內部直徑但是具有不同外部直徑。
[0057]圖3A和3B示出實施例，其中瓣膜支撐件與水平穩定化元件(A)和一個垂直穩定化元件⑶裝配。
[0058]圖4A和4B顯示了瓣膜支撐件的實施例，其每一個具有用支架狀網形成的穩定化元件。
[0059]圖5示出了瓣膜支撐件的實施例，其中穩定化元件包含彈簧狀收縮區域。
[0060]圖6顯示了瓣膜支撐件的實施例，其具有附接到支撐元件的多個穩定化元件。
[0061]圖7A-7C顯示了本發明的瓣膜支撐件的實施例，其中穩定化元件構造為彎曲臂的形式。
[0062]圖8示出了瓣膜支撐件的實施例，其中支撐元件連接到水平環形穩定化元件。
[0063]圖9A和9B顯示了具有附接到支撐元件的一對彈性凸片狀穩定化元件的瓣膜支撐
>J-U ρ?α裝直。
[0064]圖10顯示了瓣膜支撐件，其包括多個鉤狀心臟錨固件。
[0065]圖11Α-11Β示出了心臟附接錨固件，其具有朝向后的遠端臂，所述遠端臂可以在置放期間通過可吸收縫合環被保持在閉合位置。
[0066]圖12Α-12Β示出覆蓋元件的兩個不同實施例，覆蓋元件可以用于在瓣膜支撐件的置放期間隱藏心臟附接錨固件。
[0067]圖13A-13B顯示了使用形狀記憶錨固件，其在置放期間被外套管保持在筆直構造下。圖14示出了夾子狀心臟組織錨固件，其尤其適用于將支撐元件附接到瓣膜環。
[0068]圖15A-15B示出了支撐元件，所述支撐元件與用軟生物適應性材料構造的瓣膜接合器件裝配。
[0069]圖16示出了用于置放更換二尖瓣支撐結構的示例性置放系統。
[0070]圖17示出了與兩個細長錨固翼狀物裝配的支撐裝置。
[0071]圖18顯示在翼狀物已經擴張到其打開的工作位置之后的圖17的支撐裝置。
[0072]圖19示出了在心臟瓣膜環的區域中被植入到心臟中的圖17和18的瓣膜支撐裝置。
[0073]圖20顯示了本發明的不同實施例，其中錨固臂具有擴大的基部部分。
[0074]圖21顯示了在其擴張構造下的圖22的實施例。
[0075]圖22顯示了不同實施例，其中錨固翼狀物比在之前顯示的實施例中的更寬。
[0076]圖23顯示了具有兩個短翼狀物和兩個長翼狀物的裝置。
[0077]圖24顯示了與打開的工作結構裝配的支撐裝置。
[0078]圖25顯示了具有替換的打開翼狀物結構的實施例。
[0079]圖26示出了在其擴張構造下杠桿操作的翼狀物實施例的第一實施方式的例子。
[0080]圖27與圖26所示的實施例相似的實施例，但是是在其預擴張的構造下。
[0081]圖28提供了在杠桿操作的翼狀物的一個實施例中的支點的放大視圖。
[0082]圖29顯示了與在其完全擴張構造下的杠桿操作的翼狀物的第二實施方式裝配的本發明的裝置。
[0083]圖30顯示了的在其預擴張構造下的圖29的實施例。
[0084]圖31提供了杠桿操作的翼狀物的第二實施方式的另一實施例的透視圖。
[0085]圖32示出了本發明的杠桿操作的翼狀物的第三實施方式。圖33顯示了杠桿操作的翼狀物的第三實施方式的“瓣葉夾捏”實施例。
[0086]圖34顯示在擴張之前包括靜態和杠桿作用的臂的實施例。
[0087]圖35顯示了在更換瓣膜擴張之后的圖34的實施例。
[0088]圖36示出了示例性支撐元件的俯視圖，顯示了彈性內部周邊特征部。
[0089]圖37示出了與彈性可變形元件裝配的另一示例性支撐元件的另一俯視圖。
[0090]圖38示出了與彈性可變形元件裝配的本發明的另一示例性支撐元件的透視圖。
[0091]圖39示出了擴張構造下與壓力釋放器件裝配的示例性更換瓣膜支撐件的透視圖。
[0092]圖40提供了本發明示例性支撐件的示意性側視圖，所示為處于二尖瓣膜環上的位置，且顯示了附接到環的內部部分的織物簾。
[0093]圖41示出了本發明瓣膜支撐件的另一示例性上部環的側視圖(上部支撐元件)，顯示為處于二尖瓣膜環上的位置，且顯示了附接到環的外部(遠端)部分的織物簾。
[0094]圖42示出了本發明的瓣膜支撐件的示例性上部環(上部支撐元件)的透視圖，顯示了本發明的多個織物簾。
[0095]圖43示出了了本發明的簾的織物的示例性設計。
[0096]圖44顯示了用于與自擴張主動脈瓣膜結合使用的單環支撐裝置。
[0097]圖45顯示了與氣囊可擴張主動脈瓣膜結合使用的單環支撐裝置。
[0098]圖46-49是顯示了將本發明的單環支撐裝置成功植入尸體心臟的照片。

【具體實施方式】
[0099]本發明通常涉及心臟瓣膜支撐結構，其適于植入在原生心臟瓣膜或原生瓣膜環中或附近，且適于為更換心臟瓣膜提供支撐。支撐結構適于與更換心臟瓣膜相互作用，以將其固定在原生瓣膜或原生瓣膜環中或附近的植入位置。在一些實施例中，支撐結構適于定位在二尖瓣環中或附近，且適于與后來置放的更換二尖瓣相互作用，以將更換二尖瓣固定在位，以代替原生二尖瓣的功能。
[0100]本發明還提供兩步的血管內植入過程，用于更換患者的原生二尖瓣。通常，支撐結構首先定位在二尖瓣環中或附近，且被固定在位。更換二尖瓣隨后固定到支撐結構，使更換瓣膜在瓣膜環中或附近固定在位。通過以兩個步驟植入支撐結構和更換二尖瓣，更換二尖瓣可具有更小的置放輪廓，因為由于支撐結構的存在，其不必擴張太多以接觸原生組織。這消除了具有大的置放輪廓的更換瓣膜的需要，這種大的置放輪廓更換瓣膜在試圖將主動脈瓣定位在原生二尖瓣時會被需要，或在試圖將單件二尖瓣植入物(即不在體內組裝的植入物)定位在原生二尖瓣中時會被需要。
[0101]圖1示出了擴張構造下本發明的瓣膜支撐件裝置的示例性實施例，這是在其通過引導導管置放和植入在其目標位置之后。由此，圖1顯示引導導管16，其用于置放本發明的瓣膜支撐裝置10，其中所述裝置包括單環形支撐元件12。在該圖中所示的置放過程的該階段下(其在下文被更詳細描述)，所述支撐元件12已經自擴張到其工作構造。
[0102]在一些實施例中，支撐元件在其擴張構造下為大致環形(例如見圖1)。但是，在心臟解剖學結構方面，患者與患者的差異會要求支撐元件具有不同的尺寸和構造。支撐元件可因此按照需要具有任何構造以被固定到任何解剖結構。例如，支撐元件可具有大致橢圓的構造。
[0103]在一些實施例中，支撐元件用回彈性材料制造，其可變形為置放構造，且仍適于自擴張到擴張構造，具有通過氣囊膨脹實現的可選額外擴張。例如，根據鎳鈦諾超塑性的性質，支撐件可用鎳鈦諾制造。在一些實施例中瓣膜支撐件用具有形狀記憶性能的材料制造，例如鎳鈦諾，且適于在被加熱到其轉變溫度之后返回到其擴張記憶構造。在一些實施例中，其中瓣膜支撐件用例如鎳鈦諾這樣的材料制造，利用形狀記憶性能和超塑性性能。
[0104]一旦支撐結構擴張且在原生二尖瓣中固定就位，則收縮置放構造的更換二尖瓣前進且定位在橋接構件中和下方。更換二尖瓣隨后擴張(例如通過氣囊擴張，自擴張等)，由此使得更換二尖瓣與單環支撐元件接合且被該單環支撐元件固定。
[0105]示例性展開過程的進一步細節在后文描述。
[0106]如上文所述,支撐元件的一些實施例可以用環形環(annular ring)構造；這樣的環可以用形狀記憶/超塑性材料片制造。但是，在其他實施例中，支撐元件用形狀記憶/超塑性絲(例如鎳鈦諾、鈷或不銹鋼絲)。這種設計的一個優勢是使用絲(wire)使得制造成本低。進一步的顯著優勢是使用單個絲(而不是圖1所示的更寬的條帶)，優勢在于:其可以收縮到非常小的尺寸，從而其可以插入小直徑置放導管，由此提供減小的截面輪廓。
[0107]在本文所述的瓣膜支撐件的實施例中，其中所述支撐件被構造為環形環的形式(例如圖1所示)，環狀支撐元件的尺寸可以如圖2所示的通過兩個不同尺寸(外部直徑22e和內部直徑22i)限定。可以看出該圖中所示的兩支撐元件20具有相同內部直徑，其外部直徑不同。應理解，內部直徑限定用于將更換瓣膜植入瓣膜支撐裝置中的可用空間，而外部直徑需要與原生二尖瓣膜環中的空間相同(以便允許穩定植入瓣膜支撐件)。因為不同的商業可獲得更換二尖瓣膜的擴張直徑和解剖學的二尖瓣膜環直徑不同(患者之間)，所以瓣膜支撐裝置的范圍需要制造為有一定可用范圍，從而臨床醫生可選擇的瓣膜支撐件具有適用于讓更換瓣膜植入的內部直徑且具有與二尖瓣膜環中的空間相同尺寸的外部直徑。
[0108]在本文所述的實施例中支撐元件不具有覆蓋元件。但是，在一些實施例中，支撐元件可具有覆蓋元件，例如密封裙狀部，以提高在更換心臟瓣膜和支撐結構周圍和其中的血液流動的密封性。覆蓋元件可以是任何類型的材料，其圍繞支撐元件且提供加強的密封功能(例如其可防止在瓣膜支撐件和心臟壁之間的流體泄漏)。在一些實施例中，覆蓋元件可附接(例如通過使用生物適應性粘接劑)到支撐元件的外表面。在其他實施例中，覆蓋元件可附接到支撐元件的內表面。
[0109]在一些實施例中，一個或多個支撐結構被覆蓋在例如聚酯織物(例如滌綸)的材料中。
[0110]在一些實施例，瓣膜支撐裝置可以進一步包括附接到支撐元件的一個或多個穩定化元件。穩定化元件的目的是通過額外的完整環結構、部分環或彎曲臂、細長臂或翼狀物和杠桿作用的臂或翼狀物形式的穩定化元件增加植入瓣膜支撐裝置的多個方向的穩定性(且由此還提高植入更換瓣膜的穩定性)，借此所述結構被設置為使得其長度的至少一部分與內部心室壁的表面和/或內部心房壁的表面緊鄰并置。因為心房和心室的內部壁的曲率可以相對于兩個相互垂直的軸線(水平的和垂直的)限定，所以穩定化元件可以水平地設置(即基本平行于瓣膜支撐裝置的水平軸線)或垂直地設置(即基本平行于瓣膜支撐裝置的垂直軸線).。另外，在一些實施例中，穩定化元件可以設置為使得它們不平行于水平軸線也不平行于垂直軸線，而是設置為與這些軸線中的一個成銳角。
[0111]在一些情況下，穩定化元件(其可以用彈性或塑性材料形成，這將在下文描述)被制造為瓣膜支撐裝置的整體部分。在其他情況下，所述穩定化元件被單獨制造(通過本領域公知的鑄造、磨削、激光切割或任何其他合適的技術)，且穩定化元件通過釬焊或激光焊接連接到一個或兩個支撐元件。
[0112]圖3A示出了與單個水平設置的環形穩定化元件裝配的本發明的瓣膜支撐裝置30。如附圖所示的，上頂部的穩定化元件32在其下部部分處附接到支撐元件34。圖3B顯示了本發明的瓣膜支撐裝置的另一實施例，其中單個垂直布置的心室穩定化元件36在支撐元件34的下部部分處附接到支撐元件34。在使用中，圖3A所示的上部穩定化元件將接觸內部心房壁，而圖3B的下部穩定化元件將接觸內部心室壁。
[0113]在水平穩定化元件的情況下，元件本身可以(如上所述的)是完整環、部分環或彎曲細長臂。盡管在一些完整環的實施例中，穩定化元件用單個環圈的絲或固體帶構造，但是在其他實施例中，其可以構造為支架狀網的形式。圖4A示出了這種類型的一個實施例，其中網狀穩定化元件44直接附接到瓣膜支撐裝置40的支撐元件42。替換地，如圖4B所示，網狀穩定化元件44可以通過間隔臂46連接到支撐元件42，所述臂用于增加支架狀篩網穩定件44和所述支撐元件42之間的分離距離。
[0114]盡管穩定化元件通常構造為使得其輪廓形狀是平滑曲面，但是在另一優選實施例中，如圖5所示，該平滑曲面通過一個或多個收縮區域54隔開，其中所述區域用作彈簧狀元件，增加穩定化元件52所能施加到內部心室或心房壁的力，且由此增強所述穩定化元件使得瓣膜支撐裝置50穩定的能力。圖5所示的裝置含有單個、上部(頂部)垂直穩定化元件。但是，在該實施例的其他形式中，瓣膜支撐裝置可以與附接到另一支撐元件的一個或多個垂直穩定化元件和一個水平穩定化元件裝配。在一些其他實施例中，瓣膜支撐裝置含有僅一個這種穩定化元件(水平的、垂直的或成角度的)。在進一步實施例中，單個瓣膜支撐裝置可以包含一個穩定化元件，所述穩定化元件含有一個或多個收縮區域54，如圖5所示，以及本文所述和所公開的任何其他類型的一個或多個穩定化元件。
[0115]適當情況下可以使用本文公開的各種類型穩定化元件的所有可能的組合。還應注意多于一個的穩定化元件可以附接到支撐元件。圖6示出了該類型的一個實施例，其中瓣膜支撐裝置60的支撐元件62與幾個(在該情況下為三個)是非水平的有角度的心房穩定化元件64裝配。
[0116]如上所述的，穩定化元件不必以完整環的形式提供，但是也可以具有部分環或彎曲細長臂的形式。后一穩定化元件的類型的各種例子顯示在7A、B和C中。由此，圖7A顯示了本發明的瓣膜支撐裝置的支撐元件70，其中所述瓣膜支撐裝置連接到兩個彎曲細長臂71且被其穩定化，所述彎曲細長臂沿內部心室壁72垂直向下地設置。在該附圖所示的例子中，穩定化元件71用彈性材料(例如基于鈷的合金，鎳鈦諾，不銹鋼和其他生物適應性金屬和金屬合金)。彎曲臂通常具有Imm到50mm的長度，優選為大約20mm。如附圖所示，每一個穩定化元件71的上部部分是有角度的，從而其能繞心臟瓣膜環73經過。在一些實施例中，細長彎曲彈性臂可以被構造為使得它們處于預加載狀態。穩定化元件的彈性性能將使得所述元件易于抓持瓣膜環且在瓣膜環下方的心室壁上施加向外力。在本發明的該方面的替換實施例中，彎曲細長穩定化元件可以用可塑、可變形材料構造，例如不銹鋼、基于鈷的合金和鎳鈦諾。在這種情況下，使用鉗住或卷曲(crimp)工具將細長臂模制在瓣膜環周圍。以這種方式，細長臂的上部部分將牢固抓持瓣膜環，而下部部分沿心室壁向外和向下偏壓。
[0117]圖7B示出了裝置的該方面的另一實施例，其中附接到支撐元件70的穩定化元件71a比圖7A所示的短得多，且對瓣膜環73的下表面(而不是對心室的側向內部壁)施加穩定化力。在植入期間，穩定化元件進入瓣膜環下方的位置，從而瓣膜環“陷落”在所述穩定化元件和支撐元件本身之間。
[0118]該實施例的進一步變化例顯示在圖7C中。該變化例與圖7B所示的實施例不同之處在于支撐元件70與上部穩定化元件(71s)和下部穩定化元件(71i)裝配。在植入患者期間，瓣膜支撐裝置被操作為使得瓣膜環73 “陷落”在上部穩定化元件和下部穩定化元件之間。在該實施例的每一個變化例中，通過氣囊擴張機構、或通過機械閉合機構可以使得短穩定化元件就位，或替換地，所述穩定化元件可以自擴張。
[0119]圖8顯示了本發明的瓣膜支撐件的替換設計，其另外包括水平設置的環形穩定化元件82，位于支撐元件80下方。彈性構件84將支撐元件80和所述水平穩定化元件82相互連接。瓣膜環86可以由此陷落或被夾捏在它們之間(如箭頭所示)。該設計可以在任何額外穩定化元件的情況下使用或與上文所述的任何穩定化元件實施例組合使用。
[0120]在進一步實施例中，如圖9A所示，瓣膜支撐裝置在從上方觀察時可以看出是一對彈性穩定化元件92，在支撐元件90每一側上有一個。這些穩定化元件可以用生物適應性金屬制造，包括(但不限于)鎳鈦諾、鈷和不銹鋼，且制造為彈簧狀凸片的形式，其允許通過裝置施加在心室壁上的彈性力分布在大的表面面積上，以便使得心臟組織的局部壓力最小化，由此使得由于高機械應力而造成的心臟組織細胞壞死的危險最小化。可以在裝置的該實施例的側視圖中看到凸片狀穩定化元件92的結構，如圖9B所示。如從這些附圖中可以看出，每一個凸片可以優選被生物適應性織物或網94(例如用滌綸、PTFE等制造)覆蓋，其關鍵功能是有助于將力進行分布。如前所述，且為了促進裝置上心臟組織的生長，由此改善其與心臟壁的附接。使用這類穩定化元件的一個具體優勢是其使得支撐元件靠近左心房底部，由此基本上擠壓瓣膜環(穩定化元件從心室側擠壓且支撐元件從心房側擠壓)，由此形成“塞子”，其將防止心臟瓣周漏，甚至在瓣膜環比人造瓣膜的直徑大的情況下也是如此，只要支撐元件比瓣膜環更大即可。在該實施例中，支撐元件可以與一個或多個這類穩定化元件裝配，所述穩定化元件可以繞所述支撐元件的周邊均勻或不均勻分布。該凸片狀穩定化元件的示例性尺寸如下:寬度2-20mm ;和長2_20mm。但是,應理解這些值的目的僅是示例性的，比該范圍更大或更小尺寸的穩定化元件也包括在本發明的范圍中。
[0121]如上所述，本發明的穩定化元件可以設置為細長錨固翼狀物的形式，其用與用于制造單環支撐裝置的相同金屬盤狀件切割出來。包括兩個這類錨固翼狀物的單環支撐結構的例子顯示在圖17中。(應理解該附圖以及所有相似附圖顯示了相似裝置的俯視圖目的是以所述裝置的預卷曲(pre-crimped)構造顯示所述裝置)。該例子中的支撐結構710包括圓形支撐環712，所述圓形支撐環與元件714裝配，所述元件允許所述環的內周沿徑向方向彈性地變形(由此有助于環與任何尺寸的更換瓣膜精確適應)。裝置還包括兩個錨固翼狀物716，其基部部分718與環本身連續。實際上，在最優選實施例中，翼狀物已經用與環本身相同的盤狀件切出。最后，所述翼狀物每一個還具有小孔719，所述小孔形成為靠近其遠端，所述孔的目的是有助于操作者在實施期間抓持裝置，如在下文詳細描述的。
[0122]圖18顯示了在其從置放導管釋放之后的和在錨固翼狀物820已經擴張到其打開的工作構造之后的同一瓣膜支撐裝置。
[0123]圖19示出了在心臟瓣膜環930的區域中被植入到心臟中的圖17和18的瓣膜支撐裝置。由此，可以看出錨固翼狀物932沿原生二尖瓣934的交界處布置，從而支撐裝置的存在不與所述原生瓣膜在該階段發揮功能相干擾。應注意，錨固翼狀物932擠壓與之接觸的心室組織，由此使得所述組織略微徑向向外位移。(由于附圖的限制，該位移在圖19中不可見)。
[0124]本發明該方面的不同實施例顯示在圖20中，其中可以看到每一個錨固翼狀物具有加大的基部部分1040。可以進一步在該裝置的放大側視圖中看到，在其擴張構造(圖21所示)下，擴張的基部部分(顯示為1050)對錨固翼狀物恰好在所述翼狀物彎曲離開環支撐結構的點處的機械強度有貢獻。
[0125]在另一實施例中，如圖22所示，錨固翼狀物1060比之前附圖中所示的翼狀物更寬，沿所述翼狀物每一個的整個長度(從基部部分1062到遠端1064)保持這種增加的寬度。由于其更大的寬度，該附圖中顯示的實施例的錨固翼狀物能將更大的穩定化力傳遞到心室組織。這種更大的翼狀物還將錨固力分布在心臟的更大表面面積上，因為力分布降低了心肌組織上的局部應力所以這是非常有利的，且這在臨床上有利的，因為其防止可能會損壞組織的聞應力。
[0126]略微不同的方法顯示在圖23中，其中支撐裝置包括四個錨固翼狀物，兩個短翼狀物1070和兩個長翼狀物1072，它們設置為使得一個短的翼狀物和一個長的翼狀物并排位于裝置的每一側上。支撐裝置的該實施例的一個優勢是在每一側上的短翼狀物和較長翼狀物兩者的存在形成補償機構，從而在每一側上的所述翼狀物中的一個(例如長翼狀物)不與心室壁令人滿意地接觸的情況下，另一個翼狀物(短翼狀物)將能與心室壁令人滿意地接觸。
[0127]在目前所述的和圖17到23所示的所有各實施例中，錨固翼狀物形成為用與支撐環本身相同的盤狀件切出的固體結構。在替換方法中，如圖24的照片所示的，翼狀物1080構造為打開結構。這類翼狀物例如可以通過首先從支撐環盤狀件切出寬翼狀物且隨后進一步去除材料而形成，從而一個或多個金屬絲保持在翼狀物中。兩個這樣絲1082顯示在圖24所示的設計中。該方法的一個優勢是可以構造該更寬的錨固翼狀物(由此能對心室壁的更大區域施加穩定化力)，而不增加所述翼狀物的體積或重量。如前所述，這種更大的翼狀物還將錨固力分布在心臟的更大表面面積上，因為力分布降低了心肌組織上的局部應力所以這是非常有利的，且這在臨床上有利的，因為其防止可能會損壞組織的高應力。
[0128]進一步的實施例顯示在圖25的照片中。該附圖中顯示的裝置包括具有打開結構的翼狀物，所述翼狀物能以兩種不同構造存在，該兩種不同構造是:(a)細長小直徑構造，其在將裝置插入置放導管中的過程中的卷曲期間形成)；和(b)縮短的更寬形式，如圖25所示。如附圖所示，該具體實施例的錨固翼狀物1090，在其工作構造下，具有寬的菱形形狀，且由此能在靠近支撐裝置的心室壁的區域上施加相對高的穩定化力。應注意，如果具有這種增大寬度的翼狀物形成為固體結構，則非常難以將裝置卷曲到其收縮的置放構造。由此，使用該附圖所示的類型的骨架狀結構是非常有利的，因為一旦支撐裝置已經展開則其組合了用于導管置放的窄長翼狀物與短寬翼狀物的機械優點。
[0129]翼狀物可以完全或僅在其遠端處被織物或其他覆蓋材料覆蓋。在一個非常優選的實施例中，使用的覆蓋材料(例如生物適應性滌綸)將允許在其中生長心臟組織。以這種方式，可以將翼狀物額外錨固到心臟組織。
[0130]裝置可以通過鎳鈦諾盤狀件的激光切割形成，所述盤狀件用于形成支撐裝置。環隨后經歷熱處理(例如500-600°C的溫度)，翼狀物在期望工作位置彎曲，從而在從置放裝置釋放之后，翼狀物將采用該新的形狀記憶位置。
[0131]在一些優選實施例中，翼狀物具有鉆過其最遠端部分的小孔，以便在從置放導管釋放期間允許操作者用窄端部工具或絲容易地抓持支撐裝置，由此有助于將所述裝置移動到工作位置。
[0132]如上所述，在另一組優選實施例中，穩定化元件可以以杠桿操作的翼狀物或臂的形式提供。在本發明的第一實施方式中，瓣膜支撐裝置包括通過兩個或多個橋接元件連接到下部支點(fulcrum)支撐環的上部單個環瓣膜支撐裝置。該實施方式中的瓣膜支撐裝置進一步包括兩個或多個錨固臂(即錨固臂的數量與橋接元件的數量相同)，每一個臂在沿其長度的一點處彎曲(如上所述)，由此限定中間錨固臂部分和側向錨固臂部分。每一個錨固臂的一端在其中一個橋接元件所附接的點附近附接到上部(即瓣膜支撐件)環。每一個錨固臂的相反末端不連接到裝置中的任何其他結構。錨固臂設置為使得其中間部分或側向部分側向經過鄰近的橋接元件中的孔。雖然所述孔可以形成為任何方便的形狀，但是在本發明該方面的優選實施例中，孔為矩形。所述孔的下側或上側任一側用作錨固臂能繞著樞轉的支點。
[0133]在裝置的該實施方式的一個優選實施例中，支點支撐環以細絲(例如鎳鈦諾絲，具有0.4mm直徑)的形式提供。在該實施例中，絲“環”處于收縮狀態，且在錨固臂側向擴張之前是馬蹬形式(而不是打開環)。這種收縮形式的一個優勢是其在兩步植入過程的第一步過程中不干擾原生瓣膜瓣葉功能。還有，通過這種收縮形式提供的最小表面面積有助于所述過程的第二步中帶支架瓣的擴張。隨帶支架瓣的擴張進行，由此施加在收縮馬蹬形支點支撐元件上的力使得所述元件采取其打開環構造。
[0134]顯示在其完全擴張構造下的本發明的該實施例的例子顯示在圖26的透視圖中，通常表示為1110，其包括瓣膜支撐環1112，通過兩個橋接元件1114連接到下部支點支撐環1116，所述下部支點支撐環1116構造為細鎳鈦諾絲的形式。該裝置包括兩個錨固臂1117，其每一個的中間部分1118具有附接(例如焊接)到上部環的上端1118a和以尖銳角度部分為端部的下端1118b。每一個錨固臂的側向部分1119隨后從成角度的部分向上且向外經過，經過橋接元件1114中的矩形開口。在該附圖所示的實施例中，側向錨固臂部分1119的遠端的末端部分與所述側向部分的其余部分成大約90度的角度。但是，該末端部分也可以構造為各種不同形式。
[0135]圖27提供了與圖26提供的裝置非常類似的裝置的側視圖，但是處于其預擴張構造。從該附圖可以看到，兩個錨固臂每一個的成角度的部分1122最初定位為在瓣膜支撐裝置的中央空間中彼此靠近。隨后，在更換瓣膜的植入和擴張(更換過程的第二階段期間)之后，擴張瓣膜對成角度的部分施加壓力，使得它們側向運動而錨固臂的每一個側向部分1124繞其支點樞轉，所述支點通過橋接元件1126中矩形開口的下部邊緣提供。
[0136]如上所述，在該實施例中，所述矩形開口的下部邊緣用作用于杠桿作用的錨固臂的支點。支點的放大視圖顯示在圖28中，其中可以看到在裝置一側上錨固臂的側向部分1132接觸橋接元件1136中矩形開口的下部邊緣1134且能繞該下部邊緣樞轉。該附圖還示出了一種方式，其中橋接元件1136可以連接到支點支撐環1138,即通過小的絲釘(wirestaple)或環圈 1139。
[0137]在本發明的第二實施方式中，瓣膜支撐裝置包括單環支撐元件且(類似于第一實施方式)進一步包括兩個或多個錨固臂，其上端部附接到所述上部支撐環。此外，瓣膜支撐裝置進一步包括下部環元件，其類似于針對第一實施方式的其中一個優選實施例在上文描述的馬蹬形元件。但是，第一實施方式不同，目前描述的實施方式不包括將所述馬蹬形元件連接到上部支撐環的橋接元件。相反，每一個馬蹬形元件直接連接到錨固臂每一個。
[0138]在功能上，該實施方式與如上所述的第一實施方式極大地不同，因為在支撐裝置處于其閑置(rest)位置(即在徑向擴張之前)時，不存在杠桿作用的錨固臂能繞著樞轉的支點。相反，支點僅在馬蹬形絲擴張(通過正擴張的帶支架更換瓣膜施加壓力造成)之后形成。在某個時候，下部絲元件成為環形。在該點處，下部絲元件不能進一步擴張，且每一個錨固臂與下部絲元件的附接點用作支點，所述錨固臂響應于通過正擴張的更換瓣膜產生的徑向向外的力而繞其旋轉。由此應理解，盡管在第一實施方式(如上所述)中，支點在所有階段(從預擴張到完全擴張)存在，但是在第二實施方式中直到下部絲元件已經完全擴張到其環構造之前不存在支點。
[0139]在該實施方式的一個優選實施例中，該裝置包括兩個錨固臂，所述兩個錨固臂在彼此分開大約180度(沿上部支撐環的周向測量)的點處附接到支撐環(且附接到下部絲元件)。在該實施例中，瓣膜支撐裝置用于植入到二尖瓣環中，從而錨固臂沿瓣膜交界設置，從而在兩個階段的植入過程中的第一階段期間它們不干擾原生瓣膜瓣葉功能。此外，所述錨固臂的側向部分成形為使得它們可以用于在心室壁上施加軸向力(如上針對裝置的第一實施方式所述的)。
[0140]這類裝置的例子顯示在圖29中，其提供了處于其完全擴張位置的裝置的透視圖。如上所述，該裝置包括瓣膜支撐件環1150和下部支點支撐環1152，在其預擴張構造下具有馬蹬形形狀(見圖30)。錨固臂1154不可動地附接到所述支撐環(例如通過焊接)且例如通過小環或小釘(為了清楚未示出)可樞轉地附接到下部環/馬蹬形元件1152。
[0141]在圖30的側視圖中，該實施方式的裝置(類似于圖29所示的)顯示為處于其預擴張構造。可以從該附圖看到，下部支點支撐環1160在該構造下為馬蹬形且非常緊湊，由此對原生瓣膜功能沒有被限制或干擾。
[0142]在該實施方式的另一優選實施例中，裝置包括兩個或多個錨固臂，所述兩個或多個錨固臂構造為使得在它們處于其側向位置時，臂的中間和側向部分之間的角度非常小，從而所述部分幾乎相互接觸。這些部分之間的小空間可以隨后被利用以夾捏原生瓣葉，由此將它們保持在完全移位、完全打開的構造。應理解，在該實施例中，裝置的錨固和穩定化是通過以下實現的:錨固臂牢固地抓持瓣葉，瓣葉又通過腱索和下方的乳突肌錨固到心室壁組織。在該實施例的一個具體形式中，通過錨固臂施加的瓣葉夾捏的效果可以通過使用多個叉狀件增強，所述多個叉狀件裝配到錨固臂的其中一個部分(中間或側向部分)的內表面，它們能在所述臂側向擴張時穿過被陷落(entrapped)的瓣葉的組織，鎖定到它的其他部分的內表面上的相應定位和大小的孔中。
[0143]本發明第二實施方式的該實施例的例子在圖31的透視圖中顯示。如上所述，錨固臂每一個的其中一個部分(在該情況下是側向部分1172)的內表面裝配有多個尖銳叉狀件1174。在該具體實施例中，每一個錨固臂的中間部分1175包括一組小孔1176,所述一組小孔位置和尺寸對應于所述叉狀件1174。在使用中，在更換瓣膜擴張(兩步更換過程的第二步中)之后，每一個錨固臂的側向部分1172被操作，從而原生瓣葉中的一個在該側向部分和同一錨固臂的中間部分1175之間被捕獲或夾捏，且通過叉狀件1174牢固地保持就位，所述叉狀件穿過瓣葉組織且被錨固在孔1176中。
[0144]本發明的裝置的該實施方式由此具有以下優點:
[0145]不具有橋接元件將形成含有較少材料的支撐結構，且因此制造更便宜，對原生瓣膜功能有更少干擾，且在裝置插入置放導管中的過程中更容易卷曲。
[0146]不具有橋接元件是有利的，因為不需要將錨固臂(其在第一實施方式中被附接到所述橋接元件)布置為使得它們沿瓣膜交界定位。相反，錨固臂可以(在一個實施例中)布置為使得原生瓣葉每一個被其中一個錨固臂的中間和側向部分夾捏。
[0147]在最需要杠桿作用時精確地形成支點，即在正擴張的更換瓣膜造成原生二尖瓣葉的最大側向位移時。
[0148]在如上所述和公開的裝置的兩個實施方式中，支撐裝置僅在帶支架更換瓣膜的擴張期間和之后錨固到心室壁。但是，在本發明的第三實施方式中，瓣膜支撐裝置包括錨固臂，所述錨固臂能在兩步植入過程的第一階段中對心室壁施加弱的力且隨后在所述過程的第二階段中施加更強的力。為了實現該技術效果，在該實施方式中，該裝置包括單個環瓣支撐元件，兩個或多個彎曲錨固臂(基本上沒有直的部分)附接到該支撐元件。在該實施方式的一個優選實施例中，所述彎曲錨固臂最初沿中下方向彎曲(即朝向支撐環的內部空間的中心)。隨后，所述臂的曲率方向改變，從而它們沿側下、沿側向、沿側上彎曲，且隨后沿向上方向彎曲，最后在短的部分中結束，該短的部分沿中間和中下方向向回彎曲。在該具體實施例中，彎曲錨固臂具有的輪廓形式類似于大寫字母D，D的平坦部分代表所述臂的上部部分。在植入過程的第一階段中，彎曲臂能對心室空腔的側向壁以及形成所述空腔頂部的組織施加相對弱的穩定化力。隨后，在支撐環的中央空腔中帶支架更換瓣膜的擴張期間和之后，所述環的彎曲臂被向外(由于其曲率造成的)和向上推，從而所述臂能在左心室的側向和上壁上施加更強的力。此外，臂的向外和向上運動改變其末端(其自由部分)與心室頂部所成的角度，從而施加在心室組織上的力沿所述末端部分的軸向方向(由此防止錨固臂扣住，這會在錨固臂以與所述軸向方向成90度的角度與心室頂部相遇時發生)。
[0149]本發明的該實施方式的例子顯示在圖32中。彎曲錨固臂1182的中間端部附接到支撐環1180，而所述臂的側向端部向外和向上彎曲。該附圖中顯示的裝置處于其擴張狀態(即在將被置于支撐裝置的中央空腔中的更換瓣膜擴張之后)，錨固臂1182的側向端部顯示為仿佛它們處于支撐環1180平面上方的平面中。但是，實際上，所述側向端部將位于與支撐環大致相同的平面中，且將對心室頂部的組織施加強穩定化力。圖33顯示了在之后的同一實施方式
[0150]應注意，本發明裝置的第三實施方式不利用杠桿來獲得力放大效果。
[0151]作為對本發明第三實施方式的替換，還可以構造包括第一或第二實施方式與較短靜態錨固臂的組合的裝置。在這樣的裝置中，固定臂將用于在兩個階段植入過程的第一階段期間對心室壁施加相對弱的力，而更長的杠桿作用的錨固臂將用于在該過程的第二階段期間施加所需的更強穩定化力。在包括第一或第二實施方式與短的靜態臂組合的其他實施例中，各種錨固元件可以布置為使得在更換瓣膜擴張步驟期間杠桿作用的錨固臂(第一或第二實施方式)接觸靜態臂(而不是心室組織)，由此將其強穩定化力間接地施加到心室壁，即經由短的靜態臂。該實施例的例子可在圖34和35中看到，其中圖34示出了在更換瓣膜擴張之前本發明的裝置，且圖35示出了在更換瓣膜擴張之后的裝置。在兩附圖中，靜態臂顯示為1194且杠桿作用的臂顯示為1196。
[0152]在一些其他實施例中，裝置也可以包括幾個不同上述實施方式的錨固機構(例如第三實施方式的彎曲錨固臂)與第二實施方式的瓣葉夾捏實施例的組合。在圖33的透視圖中這種實施例顯示為處于其擴張構造。在使用中，該一對彎曲錨固臂1192沿原生二尖瓣的交界線布置，而杠桿作用的錨固臂的中間部分1194和側向部分1196處于的位置使得它們可用于在它們之間捕獲原生二尖瓣葉。
[0153]在本發明的第一和第二實施方式的一些其他實施例中，錨固臂和/或橋接元件(第一實施方式)可以另外包括用于將錨固臂鎖定在其側向擴張位置的機構，從而它們不在更換瓣膜上施加中間朝向的力。在這樣的實施例中，鎖定機構可以通過連接到橋接元件的銷提供，所述銷能與形成在杠桿作用的錨固臂中的適當大小的孔相互作用。
[0154]在下文公開和描述的與杠桿操作的穩定臂裝配的裝置的各種實施例的所有部件可以使用具有形狀記憶和/或超塑性性能的任何合適的生物適應性材料構造。需要這些性能以便允許本發明的瓣膜支撐裝置在收縮構造(從而所述裝置可以裝載到置放導管中)和擴張的工作構造之間轉變。盡管用于構造裝置的優選材料是鎳鈦諾，但是也可以使用其他合適的金屬和非金屬材料且也包括在本發明的范圍中。本文所述的各種實施例可以使用任何本領域技術人員公知的標準制造技術構造，包括激光切割、點焊等。在本發明的一些實施例中，仔細選擇正確大小的瓣膜支撐裝置將允許在裝置送入期間所述支撐裝置在自擴張之后自容納在瓣膜環的區域中，如在下文描述的。但是，在其他情況下，本發明的瓣膜支撐裝置進一步包括連接到支撐元件的一個或多個心臟組織錨固器件或機構，用于將所述瓣膜支撐件牢固地錨固到心臟組織。在該方面的一個實施例中，心臟錨固器件包括多個螺旋形或鉤狀錨固件。這類錨固器件的例子顯示在圖1中，其顯示了用于置放本發明的瓣膜支撐裝置10的引導導管16。在該附圖所示的置放過程的該階段，支撐元件12已經自擴張到其工作構造。可以看到，支撐元件被裝配為具有兩個螺旋形的心臟附接錨固件18，其尖銳自由端部朝向側面。錨固件的基部(即中間端部)連接到控制絲19，所述控制絲向上且靠近地經過引導導管16，最后離開患者的身體且在近端控制臺處終止。一旦瓣膜支撐裝置已經被操作到期望位置(如附圖所示)，螺旋形的錨固件18通過操作者操作的控制絲的近端而旋轉，由此插入心臟組織且由此將瓣膜支撐裝置牢固地錨固在其操作位置。
[0155]應注意，圖1僅顯示了用于心臟組織錨固件的一個示例性設計，且許多其他設計也是可以的，且包括在本發明的范圍中。由此，在另一實施例中，鉤狀錨固件在沿瓣膜支撐裝置表面的各點處附接。該實施例顯示在圖10中，其顯示了典型的瓣膜支撐裝置110，在分布了多個鉤狀錨固件140的表面上包括支撐元件120。(四個這樣的錨固件顯示在附圖中)。
[0156]在一些情況下，有利的是，在瓣膜支撐裝置插入身體期間心臟組織錨固件采用閉合的不起作用的構造，以便避免對患者組織造成創傷和避免過早錨固(例如在不正確的位置處)。隨后，在所述裝置被正確地定位時，錨固件將從其閉合的不起作用的構造運動到打開的起作用的位置。存在執行這類實施例的多種方式。由此，在第一實施方式中，心臟附接拋錨件構造為具有兩個或多個朝向后的自打開遠端臂。在插入和植入期間，遠端臂被一小圈可吸收縫合材料保持在閉合構造。隨后，在所述附接器件進入心室組織后的一定時間段之后(例如在數小時和數周之間)，所述縫合材料溶解，由此允許遠端臂采用其打開構造。該實施例顯示在圖1la和Ilb中:在圖1la中，遠端錨固臂160顯示為通過縫合材料180而被保持在其閉合位置。在圖1lb中，所需長度時間已經過去(在插入之后)且縫合材料已經溶解，釋放遠端錨固臂且允許它們在心臟組織分開伸展，由此增加通過所述錨固件提供的對回退(撤退)的阻力。
[0157]在進一步的這類實施例中，用形狀記憶材料制造錨固鉤，例如生物適應性鎳-鈦合金(例如鎳鈦諾)。在插入期間，錨固件處于其閉合構造，但是在植入過程之后，隨它們恢復其初始形狀，插入患者身體過程中經歷的溫度上升造成錨固件打開，。
[0158]在進一步的這類實施例中如圖12A和12B所示，錨固鉤被覆蓋元件160 (例如套筒或管路部件)保護，所述覆蓋元件用具有有限柔性的材料制造，例如PET、尼龍和相似的生物適應性塑料。在操作者對瓣膜支撐裝置已經植入正確的位置處感到滿意之后，附接到覆蓋元件的控制元件180(例如控制絲)被拉動，由此使得它們通過引導導管退出，由此允許錨固鉤自由地采取其打開構造且插入心臟組織。在圖12A所示的設計中，每一個錨固件被其自己的覆蓋件保護，而在圖12B中，單個覆蓋元件保護附接到支撐元件的所有錨固件(未示出)。
[0159]圖13A和13B示出了本發明該方面的進一步實施例。由此圖13A顯示了通過外套管240附接到支撐元件220的有倒鉤的錨固件200s保持在不起作用的筆直構造，所述外套管240還用于在瓣膜支撐裝置的插入和植入期間保護患者的組織不受傷害。在植入期望位置處之后，如圖20B所示，外套管240被拉動遠離錨固件200c (例如通過拉動控制絲)，其現在采取其“自然的”彎曲構造，在此期間形狀轉變，所述錨固件現在刺入心臟組織(如附圖中的字母A所示)。用在該實施例中的合適的錨固件可用形狀記憶材料或用極有彈性的材料制造，例如鎳鈦諾、鈷基合金和彈性回火(spring-tempered)的不銹鋼。通常，這類錨固件具有大約0.2mm到Imm的中等長度的直徑，和大約2到大約1mm的長度。合適的外套管可以用生物適應性聚合物制造，例如編織的尼龍和PET，以具有允許緊緊裝配到錨固件上的公差。
[0160]應注意，如上所述的心臟組織錨固件可以在一些情況下用于將本發明的瓣膜支撐裝置附接到解剖學瓣葉和腱索(除了或代替將所述裝置附接到內部心室壁)。因此，本發明還包括額外類型的心臟組織錨固件，其特征在于具有多個錨固絲，所述多個錨固絲有利地卷入瓣葉和腱索。這類錨定件尤其適用于將支撐元件附接到上述的解剖學結構。
[0161]在一個進一步實施例中，心臟組織錨固件可以以小夾子的形式提供(類似于用于在外科手術過程中閉合血管的脈管夾，其是本領域公知的)。使用該實施例的例子顯示在圖14中，其中夾子260用于將支撐元件280附接到瓣膜環300。這類夾子也可以用于將支撐元件附接到心房壁組織和/或解剖學的瓣葉。在一個特別優選的實施例中，夾子附接到三角區域(一種解剖結構區域)中的組織，在二尖瓣的兩個相反側上，其具有更多纖維組織，且其因此能為錨固所述瓣膜支撐裝置提供牢固的基礎。
[0162]在另一實施例(未示出)中，夾子可以是支撐元件的整合部分。這可以通過將夾子的爪部中的一個附接到瓣膜支撐裝置實現，而爪部中的第二個是自由的，以塑性變形且錨固到組織。
[0163]在可以結合本發明的瓣膜支撐裝置使用的一些更換瓣膜的情況下，通過擴張的更換瓣膜施加的徑向向外的力足以穩定地將所述瓣膜保持在所述瓣膜支撐裝置的內部空腔中。但是，在一些情況下，尤其是在自擴張更換閥膜植入時，通過擴張的瓣膜施加的徑向力不足以確保其可抵抗在心臟周期的所有階段中施加的所有生理上的力。在這樣的情況下，瓣膜支撐裝置的單環支撐元件可以進一步包括瓣膜接合部分。在一個實施例中，所述瓣膜接合器件包括面向內或面向外的錨固件，其目的是與更換瓣膜的外部支桿接合，由此使得所述瓣膜在支撐裝置中穩定。
[0164]圖15A和15B顯示了瓣膜接合器件的進一步實施例，其附接到本發明的示例性支撐元件400。由此，在圖15A中，軟生物適應性材料(例如生物適應性織物、硅、PET等)420i的四個短長度部分附接到支撐元件400的內表面。在瓣膜支撐裝置的內部空間中的更換瓣膜支架擴張時，軟的材料在瓣膜支架支桿之間穿過，由此形成接合“齒”，其用于使得更換瓣膜支撐裝置組件穩定。圖15B顯示了用軟的生物適應性材料形成的非常相似的、四個一組的瓣膜接合器件420t。但是，在這種情況下，軟的材料以在附圖所示的四個位置處圍繞(部分地或完全地)支撐元件400的管狀套筒的形式提供。
[0165]如上所述，在本發明的一些優選實施例中，環形單環支撐元件能沿徑向方向彈性地變形，以便提高瓣膜支撐裝置的中央空間中更換瓣膜的穩定性。由此，在圖36所示的優選實施例中，支撐元件1210包括切出區域1212和切出區域1213，切出區域1212從元件的中央區域切出(從環的“主體”)，切出區域1213從元件的內部部分切出(從環的內部周邊)。在該例子中，存在四個這樣的切出區域1212和4個這樣的切出區域1213。這些切出區域的數量和形狀僅是示例性的，且可以使用任何數量和形狀。用于制造支撐元件的示例性材料是生物適應性金屬或合金(例如鎳鈦諾或不銹鋼)。兩切出區域1212和1213的目的是制造在環的內部周邊處可彈性變形的支撐元件，以在帶支架的瓣膜在支撐元件中擴張時應用徑向向內的力。
[0166]用于本發明裝置的示例性尺寸:例如，在“擱置”狀態下(在所述環于二尖瓣膜環中展開之后，但是在帶支架的瓣膜于所述環中展開和擴張以前，基本形態的支架)支撐元件1210的內部直徑可以為25mm。示例性的26mm直徑瓣膜(例如通過美國EdwardsLifesciences Inc.制造的Sapien瓣膜)通過氣囊擴張而在支撐元件中擴張到27mm直徑，剛好在擴張之后其具有一些恢復，達到26_直徑。因為瓣膜在支撐元件中擴張，所以內部環直徑現在(擴張之后)直接近似于瓣膜，從而支撐元件環的內部直徑現在為26_。因為，如例子所述的，與由于本發明的設計中支撐元件的彈性能力相比，支撐元件的擱置狀態下的直徑為25mm，所以支撐元件現在在瓣膜上施加徑向向內力，且由此牢固固定到瓣膜且防止瓣膜脫離位置。當然，尺寸設定可以根據期望瓣膜變化，且這僅是示例性的。
[0167]圖37示出了該附圖所示的優選實施例中本發明瓣膜支撐裝置的單環支撐元件的另一示例性實施例，支撐元件1220包括三個切出區域1222(其從元件的中央區域切出(從環的“主體”)和三個切出區域1223(其從元件的內部部分切出(從環的內部周邊)。這些切出區域的數量和形狀僅是示例性的，且可以使用任何數量和形狀。
[0168]圖38示出了本發明的單環支撐元件的進一步示例性實施例。在該附圖所示的優選實施例中，支撐元件1230包括三個切出區域1232和三個切出區域1233，切出區域1232從元件的中央區域切出(從環的“主體”)，切出區域1233從元件的內部部分切出(從環的內部周邊)。這些切出區域的數量和形狀僅是示例性的，且可以使用任何數量和形狀。在該實施例中，每一個切出區域1232包括額外的切出區域1234，其改變和增加支撐元件的彈性。任何數量或形狀的這種額外切出區域包括在本發明的范圍中。
[0169]如上所述，在本發明的一些優選實施例中，單環支撐裝置包括在其外部周邊中的減小的直徑的切出區域，其目的是用作壓力釋放元件，由此允許心臟瓣膜的受控、受限逆流，這是因為減少了施加在心臟瓣膜支撐裝置上和人造瓣膜上的總體流體壓力。以此方式，可以改進植入人造瓣膜的穩定性。由此可以應理解，本發明該方面的壓力釋放特征降低通過收縮中的心臟在瓣膜支撐件-更換瓣膜設備上施加的總流體壓力，由此減少所述設備上施加的向上力。另外，該設計減少心室收縮所需抵抗的后負荷(afterload)，因為其允許受控受限的逆流，且由此可以對心室功能提供有益的臨床效果。在該設計中，單環支撐結構的形狀不完全覆蓋瓣膜環的形狀，且不具有完整圓形形狀，而相反具有賦予以下兩個優點的輪廓形狀:1-單環支撐結構的一部分具有比瓣膜環直徑(即擴張直徑部分)更大的直徑，由此在支撐結構在瓣膜環上方擴張時，該形狀的更大直徑防止其從心房經過瓣膜環“下落”到左心室，且由此有助于將瓣膜支撐件保持在二尖瓣膜環中的目的位置。2-單環支撐結構的一個或多個部分具有比瓣膜環直徑(即減小的直徑部分)更小的直徑，由此在支撐結構在瓣膜環上方擴張時，在心房和心室之間存在保持“打開”的一個或多個孔。這實際上造成泄露，或造成基本上可控的“MR” ( 二尖逆流)，其尺寸由孔的尺寸和數量所預定。
[0170]臨床理論說明:在這一點上需要解釋的是，故意做出的“受控制MR”對于被施以瓣膜更換以校正其已存在的MR的患者來說是有臨床價值的。最佳的是，目標是更換瓣膜且到達零MR (沒有泄露)。但是，在臨床上可接受的是完成一過程從而患者具有小的殘余MR (等級I)，因為這將比在該過程之前的階段4好得多，且因為本發明的裝置代替用于瓣膜更換的外科手術允許經導管的植入，結果“代價”是階段1MR(具有極小的侵入過程)，而不是零MR(使用外科手術方法)，這在臨床上對一些患者是有益的，尤其是對那些有非常高手術風險的副發病變的患者來說。
[0171]該實施例(其中減小直徑部分每一個和瓣膜環的鄰近部分之間的孔允許心室和心房之間有限的瓣周(per1-valvular)血液流動)的額外優勢在于，在瓣膜支撐件植入之后，保持“受控的”或“受限的”逆流量(在通過瓣周孔血液從心室到心房的心臟收縮過程中的流動)。這降低了心室后負荷(左心室(LV)收縮時所抵抗的力)，且在左心室收縮功能差的情況下是有利的。這種后負荷的減少對改善左心室功能來說是潛在有益的，減少了 LV壁的應力和氧氣消耗。
[0172]尺寸設定例子和說明:下列的尺寸僅是示例性的，且提出這種尺寸是為了解釋本發明該實施例所基于的原理。
[0173]對于35_的示例性二尖瓣膜環直徑。單環支撐元件的內部直徑適于帶支架更換瓣膜的擴張直徑，所述帶支架更換瓣膜應在瓣膜支撐件中擴張。對于示例性Sapien 26mm瓣膜，上部環的內部直徑為大約26mm。支撐元件的外部直徑應比瓣膜環直徑更大，以便防止裝置“掉落”到心室中，且有助于預防瓣周漏。因此對于該例子，選擇37_的外部直徑。但是，支撐環的至少一部分具有的直徑小于35mm(例如將在環的外周邊的一部分處制造切出部分，由此將局部直徑減少到僅33mm)，由此在二尖瓣膜環和上部環的外部邊緣之間形成小孔。在心臟收縮階段的心室收縮期間，一個或多個孔用作壓力釋放機構，它們釋放施加在瓣膜支撐件-瓣膜設備上的一些壓力(向上力)，且由此減少設備脫離位置的風險。
[0174]由此，圖39提供了擴張構造下的本發明該實施例的瓣膜支撐件的示例性實施例的透視圖。瓣膜支撐件1240包括環形單環支撐元件1241，其具有四個直徑減小的區域(從環的周邊切出的區域)1244。這種較小直徑區域1244的數量以及其尺寸和形狀僅是示例性的。
[0175]在另一優選實施例中，如上所述，環形支撐元件與生物適應性織物制造的至少一個翼狀簾(wing-like drape)元件裝配。簾用作密封元件，其定位在支撐元件和二尖瓣膜環之間，由此防止在瓣膜支撐件植入二尖瓣膜環中之后的瓣周漏。
[0176]由此，圖40示出了本發明的示例性單環支撐裝置1251的側視圖，顯示為處于二尖瓣膜環1250上的位置，且包括附接到環的內周的織物簾1252。在環的內周上簾的位置具有幾個突出優點:簾的功能是二尖瓣膜環和上部環之間的“瓣葉”，由此在心臟收縮期間，流體從心室流出時，簾被血液的流動朝向瓣膜環向上推，該運動改善上部環和瓣膜環之間的密封，(通過圖40中的箭頭所示)，由此基本上用作環和瓣膜環之間的瓣膜，且由此防止瓣周漏。
[0177]圖41示出了本發明的示例性單環支撐裝置1261的側視圖，顯示為在二尖瓣膜環1260上就位，織物簾1263附接到所述環的外周。簾在環支撐件的外部部分上的位置允許其用作所述環和瓣膜環之間的密封元件(類似于密封“ο”型環的功能)，從而在環靠近且附接到瓣膜環的區域時，簾用于使得瓣膜環密封且防止瓣周漏。在本發明的一些實施例中，簾的長度使得簾的邊緣延伸進入左心室(如圖41所示)。這是有利的，因為這種增長的簾元件改善環的外部區域和二尖瓣膜環之間的密封且防止泄漏。
[0178]用于本發明的簾的示例性材料為任何種類的生物適應性織物，例如滌綸、ePTFE。本發明的簾的示例性尺寸為2mm-20mm長和2mm-60mm寬，由此覆蓋環的一部分或環的全部周緣。
[0179]圖42示出了本發明的示例性單環支撐裝置1271的透視圖，示意性地顯示了多個織物簾1274。顯示了五個這種分開的簾，其余的簾在附圖中未示出。優選的是，在簾之間有小的重疊，從而在鄰近簾之間沒有泄漏。
[0180]圖43示出了用于本發明的簾的織物的進一步設計。簾1280如圖所示用生物適應性織物制造。為了給簾賦予穩定的形式(因為使其具有預定形狀)，在其制造過程中，生物適應性金屬絲1281被縫到簾的材料中。用于這種絲的示例性材料為不銹鋼或鎳鈦諾。金屬絲可根據預定要求成形，且能由于絲的機械性能而維持這種形狀。這種預定成形的優勢是該形狀可以被設計為使得其改善環和瓣膜環之間的密封，從而流動將使得簾傾向于密封瓣膜環，讓簾運動得靠近瓣膜環，且防止瓣周漏。
[0181]本發明的單環瓣膜支撐裝置的置放是使用與以下申請公開的相同的和置放裝置實現的，該申請是共同擁有的、于2011年9月I提交的在審美國申請N0.13/224，124。簡要地說，置放方法涉及使用置放裝置530，如圖16的透視圖所示。裝置(如圖所示)包括促動部分535、促動器534、細長本體532、和導絲內腔542，所述導絲內腔適于在導絲540上向遠側前進，以讓置放裝置530前進到主體中的目標位置。本發明的瓣膜支撐裝置在其收縮構造545下被包含在置放裝置的內腔中，且連接到聯接構件536。在置放過程期間，裝置聯接構件536的遠端區域可釋放地固定到瓣膜支撐裝置，但是也適于可控地從所述瓣膜支撐裝置釋放，以便將其從置放裝置釋放。可通過對在患者外部的聯接構件536的近端部分進行促動，從而促動聯接構件536，以控制瓣膜支撐裝置的運動。
[0182]細長本體532例如是但不限于導管，其例子是本領域公知的。促動部分535例如但不限于是Touhy Borst，其允許促動器534旋轉，以控制細長本體532的軸向運動。引導內腔542例如可以是但不限于波紋鋼強化的內腔，以允許在前進通過脈管系統的同時具有足夠的柔性。引導內腔542還可以是任何其他類型的合適引導內腔。
[0183]在瓣膜支撐件于期望位置處釋放之后，其被允許擴張，以便其可以采用工作構造，將其本身抵靠心臟內腔的側向壁固定、固定在二尖瓣環上方的心房中、固定在瓣膜環下方的心室或固定在瓣膜環本身中。在一些實施例中，支撐元件包括一個或多個心臟錨固元件(例如錨固件、倒鉤、夾子等的形式)和/或穩定化元件(如上所述)，其有助于將支撐元件抵靠心臟組織固定，或適于刺穿進入心臟組織，以將支撐元件固定到心臟組織。一個或多個固定和/或穩定化元件，如果使用的話，可繞支撐元件的周邊設置。它們可呈現用于置放系統的收縮或置放構造，但是在從置放系統釋放時可展開到擴張或錨固構造。例如，固定元件可以是彈性材料，其自擴張到錨固構造。替換地，固定元件可被促動，以使它們重構到固定構造.但是，在一些實施例中，一個或多個固定元件不適于改變構造。有關商業可獲得更換瓣膜(具有適用于臨床醫生所確定的相關過程的任何類型)的隨后置放和擴張階段的進一步細節公開于共同擁有的、于2011年9月I提交的在審美國申請N0.13/224，124中。
[0184]介入到二尖瓣或其他房室瓣膜將優選地通過患者的脈管系統經皮實現(通過皮膚介入)。經皮介入到遠處脈管系統位置是本領域公知的。取決于脈管介入的點，二尖瓣方法可以是順行的且需要通過穿過心房中隔而進入左心房。替換地，到二尖瓣的方法可以是逆行的，在這種情況下通過主動脈瓣膜而進入左心室。替換地，二尖瓣可經心尖介入，在本領域是公知的。通過心房中隔的順行方法和其他合適介入方法細節可在美國專利N0.7, 753,923中找到，該專利于2004年8月25日提交，其內容通過引用合并于此。
[0185]圖44和45顯示了單環瓣膜支撐裝置的兩種形式，其被開發為用于兩個不同等級的人造主動脈瓣膜，以便能使用所述人造主動脈瓣膜取代功能障礙的二尖瓣膜。由此，圖44在透視圖中顯示了用于自擴張主動脈瓣膜的單環支撐裝置2000。可以看到，裝置具有外周邊2002和內部周邊2004，且一些直槽道2006已經形成在所述周邊之間的環的材料中。以這種方式，環支撐件的內部周邊已經被制造為彈性可變形。附圖還顯示了支撐裝置與兩個短穩定翼狀物2008裝配，所述翼狀物定位為使得它們以180度分開。圖45所示的支撐裝置2010目的是用于氣囊可擴張主動脈瓣膜，且與圖44裝置的通常結構相似，具有一系列槽道2012和兩個短穩定翼狀物2014。但是，該裝置的情況下所示的槽道在其形狀復雜性方面和它們比之前附圖所示的占領更大表面面積方面是不同的。這些差異形成具有更大的彈性的內部環周邊，這對于使用該支撐裝置與可擴張人造主動脈瓣膜向結合來說有重要意義。
[0186]圖46到49是顯示了在尸體心臟中成功植入本發明的單環瓣膜支撐裝置的照片。由此，圖46顯示了在尸體心臟中的二尖瓣膜環2022位置植入單環支撐裝置2020。心臟連接到脈動的泵，所述泵提供流動且由此使得二尖瓣打開和閉合。應注意，該附圖中的裝置顯示為沒有覆蓋織物。照片顯示了，在支撐裝置位于瓣膜環上時，其不與原生二尖瓣2024的閉合干涉(在照片中顯示為閉合)，且由此保持穩定的血液動力且允許兩個階段的植入過程(如上所述)及時且安全地在支撐裝置中置放人造瓣膜。圖47顯示了相似的瓣膜支撐裝置2030的放大視圖，其被植入在二尖瓣膜環2032上方，在這種情況下所述裝置被生物適應性織物覆蓋。原生二尖瓣葉2034被顯示為處于其閉合位置。圖48顯示了定位在二尖瓣膜環2042上方的被相似織物覆蓋的瓣膜支撐裝置2040。但是，在該附圖所示的例子中，人造主動脈瓣膜2044已經被植入所述支撐裝置的中央空間中且已擴張。人造瓣膜的瓣葉2046也被清楚地顯示在附圖中。圖49顯示同一人造瓣膜的上部視圖，其具有支架部分2054和三個瓣葉2056，其中所述瓣膜通過瓣膜支撐裝置2050被牢固地保持就位，其本身顯示為被植入在二尖瓣膜環2052上方。在尸體心臟中展開的本發明的瓣膜支撐裝置的這些照片展示了，帶支架瓣膜被非常牢固地錨固到單環支撐裝置，且不移位，甚至在通過脈動的瓣膜產生的高壓力(大于150mmHg的壓力，類似于高血壓中遇到的)下也不移位。
[0187]盡管本文的支撐結構通常被描述為是用于更換二尖瓣膜的支撐件，但是其可置放到期望位置，以支撐其他更換心臟瓣膜，例如更換三尖瓣瓣膜，更換肺瓣膜，和更換主動脈瓣膜。
[0188]盡管一些實施例已經在本文描述，但是本領域技術人員應理解這樣的實施例僅通過例子的方式提供。本領域技術人員可理解許多變化例、改變和替換可以做出而不脫離本發明。應理解對本文所述的的實施例的各種替換可以用于實施本發明。
【權利要求】
1.一種人造心臟瓣膜支撐裝置，其適用于對心臟瓣膜的血管內置放，包括單環形支撐元件，所述支撐元件具有內部直徑和外部直徑，其中所述支撐元件具有完全剛性的外周邊，其中所述支撐元件與一個或多個心室內和/或心房內穩定化元件裝配，且其中所述支撐元件具有收起的置放構造和展開構造。
2.如權利要求1所述的瓣膜支撐裝置，其中支撐元件在其展開構造下具有平坦環形環的形式，且其中所述環形環的外部半徑和內部半徑之間的差(Rd)為l-14mm的范圍。
3.如權利要求2所述的瓣膜支撐裝置，其中單環支撐元件的Rd和厚度之間的比為10:1到20:1的范圍。
4.如權利要求2所述的瓣膜支撐裝置，其中單環支撐元件的內部半徑為23-29_的范圍且其外部半徑為30-50mm的范圍。
5.如權利要求2所述的瓣膜支撐裝置，其中所述支撐裝置的厚度為0.25-0.6mm的范圍。
6.如權利要求1所述的瓣膜支撐裝置，其中穩定化元件從完整環結構、部分環、彎曲臂或翼狀物、細長臂或翼狀物和杠桿作用的臂或翼狀物中選擇。
7.如權利要求1所述的瓣膜支撐裝置，其中單環支撐元件的內部周邊能彈性地沿徑向方向變形。
8.如權利要求1所述的瓣膜支撐裝置，進一步包括翼狀簾元件，其用附接到單環支撐元件的生物適應性織物形成。
9.如權利要求1所述的瓣膜支撐裝置，其中支撐元件與適于牢固地接合更換心臟瓣膜的更換瓣膜接合器件裝配。
10.一種用于更換二尖瓣的血管內或經心尖置放系統，包括: a)根據前述權利要求中任何一項所述的人造心臟瓣膜支撐裝置，包括單環形支撐元件，該支撐元件具有收縮的置放構造和展開構造；和 b)更換心臟瓣膜，包括可擴張的錨固件和多個瓣葉； 其中所述更換心臟瓣膜適于固定到所述人造心臟瓣膜支撐裝置。
11.如權利要求10所述的系統，其中更換心臟瓣膜是人造主動脈瓣膜。
12.一種用于在需要這種治療的患者體內更換二尖瓣的方法，包括將瓣膜支撐裝置置放到主體的二尖瓣附近的位置，其中所述瓣膜支撐裝置包括單環形支撐元件；讓支撐元件從收縮構造擴張到展開構造，以可靠地抵靠在二尖瓣環的平面上方、該平面的下方的心臟組織或抵靠所述瓣膜環本身，
13.如權利要求12所述的方法，其中所述方法用于通過血管內路線置放瓣膜支撐裝置。
14.如權利要求12所述的方法，其中所述方法用于通過經心尖路線置放瓣膜支撐裝置。
15.如權利要求12所述的方法，進一步包括通過讓所述更換心臟瓣膜從收縮的置放構造擴張到擴張構造而將更換心臟瓣膜固定到瓣膜支撐裝置的步驟。
16.如權利要求15所述的方法，其中瓣膜支撐裝置和更換心臟瓣膜通過同一路線置放，所述路線從血管內路線和經心尖路線中選擇。
17.如權利要求15所述的方法，其中瓣膜支撐裝置和更換心臟瓣膜通過不同路線置放。
18.如權利要求15所述的方法，其中更換心臟瓣膜是人造主動脈瓣膜。
【文檔編號】A61F2/24GK104334119SQ201380021090
【公開日】2015年2月4日 申請日期:2013年2月28日 優先權日:2012年2月28日
【發明者】M.布赫賓德, S.杜比, A.塔比舍維茲, A.埃弗特爾 申請人:M閥門技術有限公司