CN104334119B - 单环心脏瓣膜支撑结构 - Google Patents

Abstract

本发明主要涉及一种人造心脏瓣膜支撑装置，其适用于对心脏瓣膜的血管内置放，包括单环形支撑元件，所述支撑元件具有内部直径和外部直径，其中所述支撑元件具有完全刚性的外周边，其中所述支撑元件与一个或多个内心室和/或内心房稳定化元件装配，且其中所述支撑元件具有收缩的置放构造和展开构造。

Description

单环心脏瓣膜支撑结构

背景技术

心脏瓣膜逆流在心脏收缩时心脏瓣叶未完全地关闭时发生。在心脏收缩时，血液通过未正确闭合的瓣叶回流。例如，在心室收缩时，在血液通过二尖瓣回流且进入左心房时发生二尖瓣逆流。

一些情况下，逆流由于瓣叶疾病而发生(例如主或“器质性”逆流)。逆流也可由左心室的膨胀引起，这会导致二尖瓣膜环的二次膨胀。环带的膨胀使得二尖瓣的瓣叶扩展分开且形成很差的尖端补选(tip cooptation)和二次泄露，或所谓的“功能性逆流”。

目前，主逆流通过改造原生瓣叶而修正，例如通过夹子、缝合、钩子等，以允许他们在心脏收缩时完全地闭合。在疾病发展太晚期时，整个瓣需要通过机械的或生物的假体更换。例子包括一直将瓣膜成形环缝合到带瓣叶的实际瓣膜更换，其中缝合环被缝合到二尖瓣环。瓣膜成形环也被缝合瓣膜环，瓣膜成形环也用于改造环带，使得原生的瓣叶更靠近在一起，以允许它们正确闭合。

因为基于主动脉瓣更换的成功，不断受到关注的是，评估相似的技术来无创地使用相似类型的更换瓣膜更换二尖瓣。

但是，不同于主动脉瓣，二尖瓣环不提供用于定位更换二尖瓣的良好的标记。在需要更换主动脉瓣膜的患者中，主动脉瓣环的高度和宽度通常在存在于钙形成相关的退行性疾病的存在而增加。由于主动脉瓣膜环横截面面积减少，组织中的这些改变使得更容易正确地固定更换主动脉瓣。但是，通常在主动脉瓣膜中发现的退行性改变不存在于二尖瓣膜经历的逆流，且二尖瓣环因此通常比染病的主动脉瓣的瓣膜环更薄。更薄的二尖瓣环使得其相对地难以正确在原生二尖瓣环中定位更换二尖瓣。二尖瓣环的一般解剖学结构也使其难以正确将更换二尖瓣固定在位。与主动脉瓣膜环提供的从主动脉到左心室的过渡相比，二尖瓣环用于从左心房到左心室更平滑的过渡。主动脉瓣膜环在结构上更显著，提供更大“突起”，更换主动脉瓣更容易地固定在位到那里。

通常，主动脉瓣膜环比二尖瓣环更小。二尖瓣环估计有大约2.4cm到大约5cm的直径，而主动脉瓣膜环估计有大约1.6cm到大约2.5cm的直径。

更大的二尖瓣环使得其难以在原生二尖瓣位置牢固地植入当前血管内置放的瓣膜。当前的更换主动脉瓣膜在它们可在展开和植入期间经历的径向扩张量方面有限制。为了提供具有扩张构造从而可被牢固地固定在二尖瓣环中的更换主动脉瓣，将要求更换主动脉瓣的收缩置放轮廓被增加。但是，增加收缩置放轮廓将使得血管内置放对患者来说更危险且难以通过更大的直径置放系统在脉管系统推进。

已经做出一些尝试来置放和植入单件的更换二尖瓣，但是难以提供可收起来而具有足够小的置放轮廓且仍然能经由脉管介入位置在二尖瓣中扩张和固定在位的装置。

两个环瓣支撑装置适用于置放公开于共同拥有的美国申请(序号13/224,124，与2011年9月1日提交，且公开为US2012/0059458)。尽管该装置为与现有技术方法的有关的大部分问题提供了解决方案，但是在某些临床情况下，有利的是植入瓣支撑件，所述瓣支撑件在置入之后至少与上述的两个环支撑件一样稳定且还应提供与用于随后植入的更换心脏瓣膜相同或更优越的支撑，但是其应结构更简单，具有更小的截面轮廓且在植入之后在心脏空腔中占据更少的空间。

发明内容

本发明主要涉及一种人造心脏瓣膜支撑件装置，包括单个瓣膜支撑件元件(也在下文称为“支撑元件”)，其适用于血管内置放到解剖学的心脏瓣膜区域，其中所述支撑元件通常以单个环形环的形式提供，所述单个环形环具有内部直径和外部直径，所述内部直径限定内部空间的外部边界。基于心脏瓣膜的解剖学特征的考虑(尤其是二尖瓣)，植入在瓣膜环的一侧(优选上侧)上或植入瓣膜环本身中的简化环形的单环瓣膜支撑装置通常不被认为能保持就位很长时间。但是，本发明人意外发现所述装置本身在植入之后是机械稳定的，此外，能为更换瓣膜在所述环形支撑件装置的中央空间中的随后植入(优选是更换主动脉瓣膜)提供稳定基础。

由此，在一个方面，本发明提供用在瓣膜支撑件装置，包括单环环形支撑元件，其中所述支撑元件具有收缩的置放构造和展开构造。在一个实施例中，支撑元件以平坦环形环的形式提供，优选用具有超塑性和/或形状记忆性能的材料构造。这种合适材料的一个例子是镍钛诺，其具有上述两种性能。这些性能可以用于允许所述装置在其于收缩构造被置放之后、在加热到其转变温度以上之后返回到扩张的记忆构造。

在径向平面中(即原生心脏瓣膜瓣叶在其处于闭合位置时所在的平面)，环形支撑元件的尺寸可以以其外部半径(Ro)其内部半径(Ri)和这两个半径(Rd)之间的差异来限定。应理解，Ro通过将被植入瓣膜支撑装置的二尖瓣环的直径确定。但是，Ri通过将插入支撑装置的中央空间中的更换心脏瓣膜的外部直径确定。通常，与本发明的瓣膜支撑装置结合使用的人造主动脉瓣膜具有比二尖瓣环小得多的外部直径。因此，应理解Rd基本对应于小外部直径的更换瓣膜和相对大直径的二尖瓣环之间的环形间隙。优选地，Rd为1-14mm范围。对于支撑元件的厚度(t)(在原位沿元件的纵向轴线测量)，t代表使得该参数最小化以便有助于卷曲和插入置放导管中的需要和让支撑装置足够刚性从而其能抵抗跳动的心脏施加的力而不卡住的需要之间的平衡。在一个典型的非限制性的例子是，t为0.4mm，而Rd具有5.5mm的值。实际上，作为通常的规则，在本发明的环形支撑元件的大部分实施例中，Rd比i大得多。例如，在许多情况下Rd可以比t大2.5到35倍，更优选地比t大10到20倍。从前述说明可以理解，Rd和/之间的比率对本发明的瓣膜支撑装置具有功能上的意义。

如上所述，在本发明的优选实施例中，瓣膜支撑装置用于辅助人造主动脉瓣膜植入到需要这种植入的人体的二尖瓣环中。支撑装置的厚度通常为0.25-0.6mm，更优选地为0.4mm。

环形支撑元件可以具有的轮廓形状为圆形的、椭圆或允许其适于在植入到心脏瓣膜环的区域中时与内部心脏壁闭合接触的任何其他形式。

本发明的瓣膜支撑装置的一个具体特征时环形支撑结构的外周边是完全刚性的，从而在其展开构造下，不可能使得所述装置的外部直径进一步扩张。

如上所述，在不同于主动脉瓣膜的，病理相关的二尖瓣通常不与增加的石灰性变相关。这种缺乏石灰性变的一个结果是不可能通过沿径向方向施加稳定化力的元件增加单环瓣膜支撑装置在二尖瓣环中的稳定化。这一点的理由是，未石灰性变的瓣膜环的软组织在这种情况下将简单地对通过沿径向向外方向扩张而施加的径向力做出反应，由此倾向于减少支撑装置和组织之间的接触。由此，在二尖瓣的情况下下，额外的稳定化(如果需要的话)可仅通过沿纵向轴线在心脏组织上施加力的稳定化元件实现。因此，应注意，出于本发明的目的，术语“径向”是指在原生瓣叶闭合时的解剖学瓣膜的平面。术语“纵向”是指与径向方向成90度的方向，即基本平行于从心脏顶点到心脏根部画出的假象线。

由此，在本发明的优选实施例中，单环支撑元件的机械稳定性通过使用稳定化元件(其中所述稳定化元件适于沿纵向方向对心脏组织施加稳定化力)和/或心脏组织锚固器件加强。

由此，在一些实施例中，支撑元件与心脏组织锚固器件装配，所述锚固器件牢固地将所述支撑元件锚固到心脏壁。这样的锚固器件的非限制性的例子包括钩子或螺旋结构。

在一些实施例中，心脏瓣膜支撑件进一步包括一个或多个稳定化元件，其功能是对心室和/或心房中的所述支撑件提供额外的稳定化。优选地，心脏瓣膜支撑件与两个或多个稳定化元件(更优选地是附接到支撑元件的两个这样的元件)装配，从而它们之间按角度分开(绕环形支撑元件的周缘测量)大约180度(+/20度)。该具体结构确保在使用中稳定化元件可定位在中间和侧向二尖瓣交界的区域中。这种结构的优势是，支撑装置稳定化元件沿原生的交界线布置确保所述稳定化元件在将更换瓣膜置放在所述支撑装置的中央空间中之前的期间内不影响原生瓣膜的功能。

上述稳定化元件可以以任何合适的形式提供，包括(但不限于)额外的完整环结构、部分环、弯曲臂或翼状物、细长臂或翼状物和杠杆作用的臂或翼状物。这些类型稳定化元件每一个的例子在下文给出。

由此，在一些实施例中，心脏瓣膜支撑件包括一个或多个心室内稳定化元件、一个或多个心房内稳定化元件。在其他实施例中，心脏瓣膜支撑件与至少一个心室内稳定化元件和至少一个心房内稳定化元件装配。虽然在一些情况下，稳定化器件包括实体附接到心脏组织(例如在心房或心室壁中)的一个或多个元件，但是在许多其他实施例中，所述稳定化器件通过在心脏壁的内表面上施加大致纵向朝向的力而提供额外的机械稳定性，而不实体连接到内部心脏组织。

在一些其他优选实施例中，稳定化元件以细长锚固翼状物的形式提供，所述锚固翼状物是用与形成环形支撑环本身相同的盘状件切出的。通过对内部心室壁施加压力，所述翼状物用于使得支撑装置锚固且稳定在其工作位置。在本文所述的优选实施例中，瓣膜支撑装置包括仅两个这种锚固翼状物。但是，一些形式的装置可以具有多于两个的翼状物。

通常，该实施例的锚固翼状物比如上所述心室内和心房内稳定化结构更长，且将在下文详细描述。在许多情况下，锚固翼状物的这种增加长度是有利的，因为其允许所述翼状物与心室壁表面的更大面积接触，由此实现支撑装置稳定化的改进。

在本发明该方面的最优选实施例中，单环支撑结构仅包含两个翼状物，间隔开180度(+/-几度)。这一点的理由是，翼状物必须沿二尖瓣交界布置，以便防止更换瓣膜植入期间原生瓣膜功能障碍。

但是，尽管需要翼状物设置为彼此相反，但是大多数翼状物设计为不对称，即两个翼状物不形成为完全彼此相反(即确切地分开180度)，以便避免在将其加载到置放导管中之前使得装置卷曲的问题。相反在盘状件处于平坦构造下时(在翼状物向下弯曲以前)它们被并排布置。

在进一步优选实施例中，稳定化元件以杠杆操作的锚固器件的形式提供，其中所述锚固器件包括一个或多个锚固臂和相等数量的支点。所述锚固臂和支点相互设置为使得每一个锚固臂能在径向向外的力施加到所述锚固臂时绕其支点沿上-侧(superior-lateral)方向枢转。因为这种可枢转结构用作杠杆，由此与锚固臂构造为基本上静态结构的情况相比能在心室壁上施加大得多的力。以此方式，本发明的稳定化元件的该实施例能对心室施加足够量的力，由此使得单环支撑装置抵抗心室收缩期间产生的强位移力。但是，为了让本发明的杠杆结构以其目的方式起作用，必要的是解决两个进一步的问题:首先，需要对锚固臂施加足够大的力，以便使得它们侧向枢转，且又类似地在内部心室壁上施加大的力，其次，需要对这种侧向扩张的力计时，从而所述力仅在需要时施加，即在两个阶段的更换瓣膜植入过程的第二阶段期间施加。为了解释该第二点，必要的是简短考虑二尖瓣正常发挥功能的方式。由此，在早期心脏收缩期间，心室内压力增加到一点，使得由此施加在二尖瓣叶上的力足以使得它们闭合，由此防止血液从左心室到左心房的回退性流动。在两个阶段过程的第一阶段(植入支撑结构)期间，由于原生瓣叶的闭合，支撑装置不在心室收缩期间经历强的移位力，实现左心室和左心房之间的完全(或几乎完全)的分离。进而，甚至在原生瓣叶打开(心脏舒张期间)时，瓣膜支撑装置也仅经历非常低的压力，因为首先环形支撑装置的表面面积小，且其次，大部分所述表面面积不位于心房和心室之间的流体流动路径中。但是，在两个阶段方法的第二阶段期间(更换瓣膜的植入和扩张)，原生二尖瓣叶侧向移位。以此方式，在早期心脏收缩期间防止所述瓣叶闭合。因此，在心室收缩期间，在更换瓣膜瓣叶上施加非常强的向上力，由此使得它们闭合。因为更换瓣膜瓣叶现在与瓣膜支撑装置一起形成单个结构，所以作用在所述更换瓣膜瓣叶上的力将造成附接的瓣膜支撑装置的位移(如同其未牢固锚固到心室壁那样)。由此，在植入过程的该第二阶段期间，支撑装置的锚固臂能牢固接合心室壁，以便抵抗施加到所述装置的移位力的突然增加。

两个上述技术问题已经被本发明人解决，手段是使得更换瓣膜径向扩张(在两个阶段实施方式的第二阶段期间)，通过可充气的气囊或通过使用可自扩张的支架。以此方式，通过气囊(或自扩张支架)施加的向外径向力被传递到支撑装置中的每一个锚固臂的中间部分。所述臂随后被使得绕其支点枢转(更多细节在下文描述)。这种枢转运动随后继续，直到每一个锚固的侧向部分接触心室壁(或在一些实施例中，与中间部分一起，造成原生瓣叶的夹捏，或在其他实施例中接触装置侧向附接翼状物(如图10所示-由此增加翼状物与左心室附接的轴向力和增加翼状物的锚固力)。总的来说:通过扩张更换瓣膜施加的力造成锚固臂的径向扩张。由于所述臂的杠杆结构，通过扩张瓣膜产生的径向朝向的力的大小被放大。从可枢转臂结构获得的额外优点是，在每一个扩张锚固臂的侧向端和心室壁组织之间形成的角度可改变，从而所述臂将所述径向力沿轴向方向传递到所述组织(即沿锚固臂的自由侧向端的纵向轴线)。这种方向效果是非常有利的，因为与力相对于所述轴线以90的度施加的情况下相比，锚固臂的几何结构使得它们能沿其纵向轴线在心脏壁上施加更大的力。因此，应注意，上述的方向性效果不要求锚固臂的自由端与组织接触。实际上，在一些情况下，这种结构是不期望的，因为其会对心室组织造成创伤。相反，足够的是，锚固臂的末端(即最侧向)部分的短长度是成角度的，由此形成无创伤的基部。在这种结构中，通过心室壁施加在锚固臂上的大部分力仍朝向轴向(即沿纵向方向)，且由此防止所述臂卡住。。最后，力产生步骤是更换瓣膜的扩张这一事实造成从原生瓣叶已经固定不动的时刻通过锚固臂以正确的力矩施加大量值的力。优选地，锚固臂构造为使得其在沿其长度的一点处弯曲，从而所述臂可以被认为包括中间部分和侧向部分，其中所述部分以它们之间大于0度的角度形成。应注意，该角度可以在锚固臂的枢转运动期间变得更大或更小。但是，在一个优选实施例中，该角度逐渐减小到几乎0度(随侧向扩张朝向其终点继续，即侧向部分几乎完成闭合到中间部分上)。进一步,该可枢转臂实施例的详细情况在下文描述。在一些实施例中，支撑元件与适于牢固地接合更换心脏瓣膜的更换瓣膜接合器件装配。在一些实施例中，接合器件可具有锚固和/或锁定元件，其适于与更换心脏瓣膜的一部分牢固地锁定。在其他实施例中，更换瓣膜接合器件用软的生物适应性材料(例如生物适应性织物，硅，PET等)形成。，其装配到支撑元件的一些部分的外部表面。在这些实施例中，在瓣膜支撑件的内腔中扩张时，生物适应性材料的软且可压缩特点允许其某些部分被更换瓣膜的支杆或其他结构元件挤压。软生物适应性材料的其他部分(不被扩张的更换瓣膜挤压)伸入支杆和/或其他结构元件之间的所述瓣膜的内部空间中。以这种方式形成的突出部接合和抓持更换瓣膜，由此防止其相对于瓣膜支撑件运动。在其他实施例中，更换瓣膜接合器件包括刚性锚固件，其具有的尺寸和形状使得它们在所述瓣膜于瓣膜支撑件的内部空间中扩张时能进入其支杆和/或其他结构元件之间的更换瓣膜的内部空间。

在本发明的一些优选实施例中，环形单环支撑元件的内部周边能沿径向方向弹性地变形。因此，应理解本发明的环形弹性可变形的支撑元件具有外部直径和内部直径。在使用中，本发明的支撑元件被选择为使得更换心脏瓣膜在其完全扩张的展开构造下具有的外部直径比所述支撑元件的内部直径(在其处于搁置状态时)略大。随后，在瓣膜支撑元件的内部空间中置放更换瓣膜时，由于支撑元件弹性可变形的特点所述支撑元件的内部直径增加。更换瓣膜由此通过径向向内的力被牢固地保持在支撑元件中就位，由于所述支撑元件的弹性内表面倾向于返回其搁置位置，所述径向向内的力通过所述支撑元件施加在所述瓣膜上。

应注意，弹性可变形的支撑元件可以构造为使得其整个内表面弹性可变形或，替换地其可以构造为使得仅其一些不连续的区域弹性可变形。

目前可用的主动脉阀膜(其可以经由经腿方法或经心尖方法植入)通常用气囊可扩张材料制造(例如不锈钢，例如Sapien带支架瓣膜，由Edwards Inc.制造)或自扩张材料制造(例如镍钛诺，例如Core Valve带支架瓣膜，由Medtronic Inc.制造，和Lotus带支架瓣膜，由Sadra，Boston Scientific Inc.制造)。

在气囊可扩张阀膜中，在瓣膜于其位置置放和扩张之后，瓣膜的支架具有弹回现象。在意味着刚好在最大气囊扩张之后，在气囊放气时，存在支架的一些弹回、一些“向回闭合”。这种现象是金属气囊可扩张支架的物理机械性质。在植入主动脉中时，主动脉壁是弹性的，且在其扩张之后，其在支架上施加向内的力，将其保持就位。但是，如果将这种带支架瓣膜在完全刚性管/元件进行膨胀，则刚好在扩张之后支架将具有一些弹回，但是刚性元件由于其刚性将不具有任何弹回，因此总是在支架和刚性元件之间存在一些空间，且支架将不被强的力保持就位。

自扩张支架不展现弹回现象；然而，它们对置放在瓣支撑件中带来了不同的困难。通过自扩张支架施加的朝向外的力比气囊可扩张支架的朝向外的力更低，因此显著的困难是确保自扩张带支架瓣膜展开且固定到瓣支撑件中，而没有在心搏周期期间脱离位置。如果瓣膜支撑件具有一个或多个支撑元件(其能施加朝向内的径向力)则存在显著的优势，其增加将瓣膜附接到瓣膜支撑件的力且确保瓣膜不脱离位置。

在本发明的一些进一步优选实施例中，单环环形支撑元件的至少一个部分具有的外部直径比心脏瓣膜环(所述支撑元件将植入该心脏瓣膜环中)的直径更大(下文称为“加大直径部分”或类似称谓)，且其中所述环形元件的至少一个其他部分具有的外部直径比所述瓣膜环的直径更小(下文称为“减小直径部分”或类似称谓)。由此应理解，所述减小直径部分中断了本发明的支撑元件的环形外周。

在本发明的一个优选实施例中，支撑元件具有两个加大直径部分且两个减小直径部分。在另一优选实施例中，支撑元件包括四个加大直径部分且四个减小直径部分。应理解，在将本发明的心脏瓣膜支撑元件植入到心脏瓣膜环的区域中是，每一个放大直径部分将抵靠解剖学的瓣膜环组织形成不漏流体的密封。相反地，小孔将形成在每一个减小直径部分和瓣膜环的邻近部分之间，由此允许在所述支撑元件所植入的心脏侧上在心室和心房之间存在有限瓣周血液流动。以此方式，通过收缩的心脏而在心脏瓣膜支撑件上(在位于所述支撑件中的更换瓣膜上)施加的流体压力(和力)将被减少。另外，这种独特的设计减少室收缩所需抵抗的后负荷，因为它允许受控受限的逆流，且由此可以对心室功能具有有益的临床效果，减少心室壁应力和氧气消耗。

在一些实施例中，支撑元件具有至少一个联接元件，其适于可逆地连接到置放系统。至少一个联接元件可以是带螺纹的孔。

在本发明的进一步优选实施例中，环形支撑元件与生物适应性织物制造的至少一个翼状帘元件装配。帘的功能是密封元件，其定位在支撑元件和二尖瓣膜环之间，由此防止在瓣膜支撑件植入二尖瓣膜环中之后的瓣周漏。

在本发明该方面的一个优选实施例中，单个帘元件附接到环形支撑元件的整个周缘。在另一优选实施例中，多个帘附接到支撑元件。在该实施例中，帘可以定位为使得在邻近帘之间存在小的重叠，由此防止在它们之间的泄漏。这种帘密封特征独特地解决了更换瓣膜植入之后瓣周漏的问题，因为织物帘元件能响应于通过心室收缩期间流动的血液施加力而运动，从而其将支撑元件和二尖(或其他)瓣膜环之间的其余空间大部分或完全密封。

本发明的一个方面是适于血管内或经心尖置放以更换二尖瓣的系统，包括:人造心脏瓣膜支撑装置，包括单环形支撑元件，具有收缩置放构造和展开构造，如上所述；和更换心脏瓣膜，包括可扩张锚固件和多个瓣叶，其中所述更换心脏瓣膜适于固定到人造心脏瓣膜支撑装置。

在一个非常优选实施例中，更换心脏瓣膜为人造主动脉瓣膜。

在一些实施例中，支撑元件适于而更换心脏瓣膜牢固接合。在一个这样的实施例中，更换瓣膜固定器件包括附接器件，例如钩子或其他机械锚固件，所述附接器件在其一个端部处连接到支撑元件，且具有用于附接到更换瓣膜的自由端。

在本发明的一些实施例中，如上所述的系统进一步包括压力测量元件。这些元件可以位于系统的任何地方，包括瓣膜支撑装置的表面上，附接到更换瓣膜，以及在引导导管中。在另一实施例中，本发明的系统进一步包括连接终端，其允许心律调整器连接到所述系统的各种部件。

本发明的一个方面是一种更换患者二尖瓣的方法，包括:将瓣膜支撑装置置放到主体二尖瓣附近的位置，瓣膜支撑装置包括单环形支撑元件；将支撑元件从收缩构造扩张到展开构造，以抵靠在二尖瓣环的平面上方、该平面的下方的心脏组织或抵靠瓣膜环本身，

在一个实施例中，上述方法可以用于通过血管内路线置放瓣膜支撑装置。在另一实施例中，方法可以用于通过经心尖路线置放瓣膜支撑装置。

在一些实施例中，让支撑元件扩张包括允许支撑元件自扩张以抵靠心脏组织。

在一些实施例中，方法进一步包括使得心脏附接器件装配到支撑元件的步骤，以插入心室壁。在一些情况下，通过控制丝线插入通过置放导管而插入所述附接器件，所述置放导管用于使得瓣膜支撑装置旋转。在其他情况下，在瓣膜支撑装置插入期间，所述附接器件可以被套筒覆盖，所述套筒被去除以便允许所述附接器件插入心室壁。在进一步实施例中，附接器件可以构造为锚固件的形式，所述锚固件具有两个或多个朝向后的自打开远端臂，其中所述远端臂通过可吸收的缝合部保持为闭合构造。随后，在所述附接器件进入心室组织后的一定时间周期之后(例如在数小时和数周之间)，所述缝合材料溶解，由此允许远端臂采用其打开构造。

在其他实施例中，上述方法进一步包括使得心室内稳定化元件和/或心房内稳定化元件分别接合内部心室壁和/或内部心房壁的步骤。

在一些实施例中，扩张支撑元件包括将支撑元件朝向大致环状地展开的构造扩张.

在一些实施例中，扩张所述支撑元件包括将支撑元件扩张抵靠附接到原生二尖瓣的乳突肌腱，且可不让它们移位。

在一些实施例中，方法进一步包括将更换心脏瓣膜固定到瓣膜支撑件。将更换心脏瓣膜固定到瓣膜支撑件可包括将更换心脏瓣膜从收缩置放构造扩张到扩张构造。将更换心脏瓣膜扩张可包括具有气囊使得更换心脏瓣膜扩张和/或允许更换心脏瓣膜自扩张。将更换心脏瓣膜固定到瓣膜支撑件可包括将更换心脏瓣膜径向地固定在瓣膜支撑件中。将更换心脏瓣膜固定到瓣膜支撑件可包括将更换心脏瓣膜元件与瓣膜支撑元件锁定，以将更换心脏瓣膜锁定到瓣膜支撑件。在其他实施例中，将更换瓣膜固定到瓣膜支撑装置的步骤包括使得装配到瓣膜支撑元件的瓣膜附接器件接合所述更换二尖瓣。更换瓣膜可以通过血管内路线或通过经心尖路线置放。

在该方法的一个实施例中，

在进一步实施例中，置放瓣膜支撑装置和人造心脏瓣膜的上述方法可以将两个单独的置放方法结合。一个方法是用于支撑装置的而另一个方法是用于瓣膜的。这种策略的优势是其极大地缩短瓣膜锚固件的置放和人工瓣膜本身的置放之间的时间延迟。这是很重要的，因为在瓣膜支撑件置放之后，会存在与原生二尖瓣功能的干扰(由于与瓣膜瓣叶的干扰造成的)。这种方法的一个例子是经由血管内、经后中隔路线(如在本文所述的)置放瓣膜支撑件，同时并行地经由经心尖或经股路线置放人造二尖瓣(如本领域公知的)。相反地，瓣膜支撑件可以通过经股或经心尖方法置放，而更换瓣膜本身经后中隔置放。由此，如上所述方法的一个实施例中，更换二尖瓣通过与瓣膜支撑件相同的路线置放。在方法的另一实施例中，更换二尖瓣和瓣膜支撑件通过不同路线置放，其中所述路线从经后中隔、经股和经心尖路线中选择。使用这些各种方法以置放更换阀膜和其他装置是本领域技术人员公知的且已经描述于几个公开文件中，包括US 7,753,923和WO 2008/070797。

在如上所述的方法的优选实施例中，用于更换原生二尖瓣的更换心脏瓣膜是人造主动脉瓣膜。合适的人造主动脉阀膜的例子包括(但不限于)以下的商业可获得更换阀膜:Sapien Valve(美国Edwards Lifesciences Inc.)，Lotus Valve(美国Boston ScientificInc.)，Core Valve(Medtronic Inc.)和DFM valve(美国Direct Flow Medical Inc.)。

如上所述，本发明的方法为用于用人工瓣膜更换原生心脏瓣膜的两步方法，优选是二尖瓣，其中第一阶段包括将单环瓣膜支撑装置置放在原生二尖瓣膜环的区域中，和第二阶段，包括在所述支撑装置的中央空间中使得可扩张人工瓣膜扩张。在该方法中使用本发明瓣膜支撑装置的其中一个关键优点是，稳定化臂的其形状、尺寸和构造允许原生心脏瓣膜瓣叶在所述瓣膜支撑装置置放(即过程的第一步骤)和更换瓣膜置放(即过程的第二步骤)之间的时间间隔中继续发挥功能。当前构造的瓣膜支撑装置的进一步关键优势是，其平坦环形形式允许功能障碍的二尖瓣通过商业可获得人造主动脉瓣膜更换。这是通过环形支撑件装置能跨过相对小直径的人造主动脉瓣膜和相对大直径的原生二尖瓣环之间的间隙而实现的。随说明的进行本发明的进一步优点将更加明显。

附图说明

本发明的新颖特征具体在所附的权利要求中描述。通过参照以下说明性实施例的详细描述可以对本发明的特征和优点有更好理解:

图1显示了本发明的单环瓣膜支撑件，其含有螺旋形心脏锚固器件。

图2显示两个支撑元件，每一个具有相同内部直径但是具有不同外部直径。

图3A和3B示出实施例，其中瓣膜支撑件与水平稳定化元件(A)和一个垂直稳定化元件(B)装配。

图4A和4B显示了瓣膜支撑件的实施例，其每一个具有用支架状网形成的稳定化元件。

图5示出了瓣膜支撑件的实施例，其中稳定化元件包含弹簧状收缩区域。

图6显示了瓣膜支撑件的实施例，其具有附接到支撑元件的多个稳定化元件。

图7A-7C显示了本发明的瓣膜支撑件的实施例，其中稳定化元件构造为弯曲臂的形式。

图8示出了瓣膜支撑件的实施例，其中支撑元件连接到水平环形稳定化元件。

图9A和9B显示了具有附接到支撑元件的一对弹性凸片状稳定化元件的瓣膜支撑装置。

图10显示了瓣膜支撑件，其包括多个钩状心脏锚固件。

图11A-11B示出了心脏附接锚固件，其具有朝向后的远端臂，所述远端臂可以在置放期间通过可吸收缝合环被保持在闭合位置。

图12A-12B示出覆盖元件的两个不同实施例，覆盖元件可以用于在瓣膜支撑件的置放期间隐藏心脏附接锚固件。

图13A-13B显示了使用形状记忆锚固件，其在置放期间被外套管保持在笔直构造下。图14示出了夹子状心脏组织锚固件，其尤其适用于将支撑元件附接到瓣膜环。

图15A-15B示出了支撑元件，所述支撑元件与用软生物适应性材料构造的瓣膜接合器件装配。

图16示出了用于置放更换二尖瓣支撑结构的示例性置放系统。

图17示出了与两个细长锚固翼状物装配的支撑装置。

图18显示在翼状物已经扩张到其打开的工作位置之后的图17的支撑装置。

图19示出了在心脏瓣膜环的区域中被植入到心脏中的图17和18的瓣膜支撑装置。

图20显示了本发明的不同实施例，其中锚固臂具有扩大的基部部分。

图21显示了在其扩张构造下的图22的实施例。

图22显示了不同实施例，其中锚固翼状物比在之前显示的实施例中的更宽。

图23显示了具有两个短翼状物和两个长翼状物的装置。

图24显示了与打开的工作结构装配的支撑装置。

图25显示了具有替换的打开翼状物结构的实施例。

图26示出了在其扩张构造下杠杆操作的翼状物实施例的第一实施方式的例子。

图27与图26所示的实施例相似的实施例，但是是在其预扩张的构造下。

图28提供了在杠杆操作的翼状物的一个实施例中的支点的放大视图。

图29显示了与在其完全扩张构造下的杠杆操作的翼状物的第二实施方式装配的本发明的装置。

图30显示了的在其预扩张构造下的图29的实施例。

图31提供了杠杆操作的翼状物的第二实施方式的另一实施例的透视图。

图32示出了本发明的杠杆操作的翼状物的第三实施方式。图33显示了杠杆操作的翼状物的第三实施方式的“瓣叶夹捏”实施例。

图34显示在扩张之前包括静态和杠杆作用的臂的实施例。

图35显示了在更换瓣膜扩张之后的图34的实施例。

图36示出了示例性支撑元件的俯视图，显示了弹性内部周边特征部。

图37示出了与弹性可变形元件装配的另一示例性支撑元件的另一俯视图。

图38示出了与弹性可变形元件装配的本发明的另一示例性支撑元件的透视图。

图39示出了扩张构造下与压力释放器件装配的示例性更换瓣膜支撑件的透视图。

图40提供了本发明示例性支撑件的示意性侧视图，所示为处于二尖瓣膜环上的位置，且显示了附接到环的内部部分的织物帘。

图41示出了本发明瓣膜支撑件的另一示例性上部环的侧视图(上部支撑元件)，显示为处于二尖瓣膜环上的位置，且显示了附接到环的外部(远端)部分的织物帘。

图42示出了本发明的瓣膜支撑件的示例性上部环(上部支撑元件)的透视图，显示了本发明的多个织物帘。

图43示出了了本发明的帘的织物的示例性设计。

图44显示了用于与自扩张主动脉瓣膜结合使用的单环支撑装置。

图45显示了与气囊可扩张主动脉瓣膜结合使用的单环支撑装置。

图46-49是显示了将本发明的单环支撑装置成功植入尸体心脏的照片。

具体实施方式

本发明通常涉及心脏瓣膜支撑结构，其适于植入在原生心脏瓣膜或原生瓣膜环中或附近，且适于为更换心脏瓣膜提供支撑。支撑结构适于与更换心脏瓣膜相互作用，以将其固定在原生瓣膜或原生瓣膜环中或附近的植入位置。在一些实施例中，支撑结构适于定位在二尖瓣环中或附近，且适于与后来置放的更换二尖瓣相互作用，以将更换二尖瓣固定在位，以代替原生二尖瓣的功能。

本发明还提供两步的血管内植入过程，用于更换患者的原生二尖瓣。通常，支撑结构首先定位在二尖瓣环中或附近，且被固定在位。更换二尖瓣随后固定到支撑结构，使更换瓣膜在瓣膜环中或附近固定在位。通过以两个步骤植入支撑结构和更换二尖瓣，更换二尖瓣可具有更小的置放轮廓，因为由于支撑结构的存在，其不必扩张太多以接触原生组织。这消除了具有大的置放轮廓的更换瓣膜的需要，这种大的置放轮廓更换瓣膜在试图将主动脉瓣定位在原生二尖瓣时会被需要，或在试图将单件二尖瓣植入物(即不在体内组装的植入物)定位在原生二尖瓣中时会被需要。

图1示出了扩张构造下本发明的瓣膜支撑件装置的示例性实施例，这是在其通过引导导管置放和植入在其目标位置之后。由此，图1显示引导导管16，其用于置放本发明的瓣膜支撑装置10，其中所述装置包括单环形支撑元件12。在该图中所示的置放过程的该阶段下(其在下文被更详细描述)，所述支撑元件12已经自扩张到其工作构造。

在一些实施例中，支撑元件在其扩张构造下为大致环形(例如见图1)。但是，在心脏解剖学结构方面，患者与患者的差异会要求支撑元件具有不同的尺寸和构造。支撑元件可因此按照需要具有任何构造以被固定到任何解剖结构。例如，支撑元件可具有大致椭圆的构造。

在一些实施例中，支撑元件用回弹性材料制造，其可变形为置放构造，且仍适于自扩张到扩张构造，具有通过气囊膨胀实现的可选额外扩张。例如，根据镍钛诺超塑性的性质，支撑件可用镍钛诺制造。在一些实施例中瓣膜支撑件用具有形状记忆性能的材料制造，例如镍钛诺，且适于在被加热到其转变温度之后返回到其扩张记忆构造。在一些实施例中，其中瓣膜支撑件用例如镍钛诺这样的材料制造，利用形状记忆性能和超塑性性能。

一旦支撑结构扩张且在原生二尖瓣中固定就位，则收缩置放构造的更换二尖瓣前进且定位在桥接构件中和下方。更换二尖瓣随后扩张(例如通过气囊扩张，自扩张等)，由此使得更换二尖瓣与单环支撑元件接合且被该单环支撑元件固定。

示例性展开过程的进一步细节在后文描述。

如上文所述，支撑元件的一些实施例可以用环形环(annular ring)构造；这样的环可以用形状记忆/超塑性材料片制造。但是，在其他实施例中，支撑元件用形状记忆/超塑性丝(例如镍钛诺、钴或不锈钢丝)。这种设计的一个优势是使用丝(wire)使得制造成本低。进一步的显著优势是使用单个丝(而不是图1所示的更宽的条带)，优势在于：其可以收缩到非常小的尺寸，从而其可以插入小直径置放导管，由此提供减小的截面轮廓。

在本文所述的瓣膜支撑件的实施例中，其中所述支撑件被构造为环形环的形式(例如图1所示)，环状支撑元件的尺寸可以如图2所示的通过两个不同尺寸(外部直径22e和内部直径22i)限定。可以看出该图中所示的两支撑元件20具有相同内部直径，其外部直径不同。应理解，内部直径限定用于将更换瓣膜植入瓣膜支撑装置中的可用空间，而外部直径需要与原生二尖瓣膜环中的空间相同(以便允许稳定植入瓣膜支撑件)。因为不同的商业可获得更换二尖瓣膜的扩张直径和解剖学的二尖瓣膜环直径不同(患者之间)，所以瓣膜支撑装置的范围需要制造为有一定可用范围，从而临床医生可选择的瓣膜支撑件具有适用于让更换瓣膜植入的内部直径且具有与二尖瓣膜环中的空间相同尺寸的外部直径。

在本文所述的实施例中支撑元件不具有覆盖元件。但是，在一些实施例中，支撑元件可具有覆盖元件，例如密封裙状部，以提高在更换心脏瓣膜和支撑结构周围和其中的血液流动的密封性。覆盖元件可以是任何类型的材料，其围绕支撑元件且提供加强的密封功能(例如其可防止在瓣膜支撑件和心脏壁之间的流体泄漏)。在一些实施例中，覆盖元件可附接(例如通过使用生物适应性粘接剂)到支撑元件的外表面。在其他实施例中，覆盖元件可附接到支撑元件的内表面。

在一些实施例中，一个或多个支撑结构被覆盖在例如聚酯织物(例如涤纶)的材料中。

在一些实施例，瓣膜支撑装置可以进一步包括附接到支撑元件的一个或多个稳定化元件。稳定化元件的目的是通过额外的完整环结构、部分环或弯曲臂、细长臂或翼状物和杠杆作用的臂或翼状物形式的稳定化元件增加植入瓣膜支撑装置的多个方向的稳定性(且由此还提高植入更换瓣膜的稳定性)，借此所述结构被设置为使得其长度的至少一部分与内部心室壁的表面和/或内部心房壁的表面紧邻并置。因为心房和心室的内部壁的曲率可以相对于两个相互垂直的轴线(水平的和垂直的)限定，所以稳定化元件可以水平地设置(即基本平行于瓣膜支撑装置的水平轴线)或垂直地设置(即基本平行于瓣膜支撑装置的垂直轴线).。另外，在一些实施例中，稳定化元件可以设置为使得它们不平行于水平轴线也不平行于垂直轴线，而是设置为与这些轴线中的一个成锐角。

在一些情况下，稳定化元件(其可以用弹性或塑性材料形成，这将在下文描述)被制造为瓣膜支撑装置的整体部分。在其他情况下，所述稳定化元件被单独制造(通过本领域公知的铸造、磨削、激光切割或任何其他合适的技术)，且稳定化元件通过钎焊或激光焊接连接到一个或两个支撑元件。

图3A示出了与单个水平设置的环形稳定化元件装配的本发明的瓣膜支撑装置30。如附图所示的，上顶部的稳定化元件32在其下部部分处附接到支撑元件34。图3B显示了本发明的瓣膜支撑装置的另一实施例，其中单个垂直布置的心室稳定化元件36在支撑元件34的下部部分处附接到支撑元件34。在使用中，图3A所示的上部稳定化元件将接触内部心房壁，而图3B的下部稳定化元件将接触内部心室壁。

在水平稳定化元件的情况下，元件本身可以(如上所述的)是完整环、部分环或弯曲细长臂。尽管在一些完整环的实施例中，稳定化元件用单个环圈的丝或固体带构造，但是在其他实施例中，其可以构造为支架状网的形式。图4A示出了这种类型的一个实施例，其中网状稳定化元件44直接附接到瓣膜支撑装置40的支撑元件42。替换地，如图4B所示，网状稳定化元件44可以通过间隔臂46连接到支撑元件42，所述臂用于增加支架状筛网稳定件44和所述支撑元件42之间的分离距离。

尽管稳定化元件通常构造为使得其轮廓形状是平滑曲面，但是在另一优选实施例中，如图5所示，该平滑曲面通过一个或多个收缩区域54隔开，其中所述区域用作弹簧状元件，增加稳定化元件52所能施加到内部心室或心房壁的力，且由此增强所述稳定化元件使得瓣膜支撑装置50稳定的能力。图5所示的装置含有单个、上部(顶部)垂直稳定化元件。但是，在该实施例的其他形式中，瓣膜支撑装置可以与附接到另一支撑元件的一个或多个垂直稳定化元件和一个水平稳定化元件装配。在一些其他实施例中，瓣膜支撑装置含有仅一个这种稳定化元件(水平的、垂直的或成角度的)。在进一步实施例中，单个瓣膜支撑装置可以包含一个稳定化元件，所述稳定化元件含有一个或多个收缩区域54，如图5所示，以及本文所述和所公开的任何其他类型的一个或多个稳定化元件。

适当情况下可以使用本文公开的各种类型稳定化元件的所有可能的组合。还应注意多于一个的稳定化元件可以附接到支撑元件。图6示出了该类型的一个实施例，其中瓣膜支撑装置60的支撑元件62与几个(在该情况下为三个)是非水平的有角度的心房稳定化元件64装配。

如上所述的，稳定化元件不必以完整环的形式提供，但是也可以具有部分环或弯曲细长臂的形式。后一稳定化元件的类型的各种例子显示在7A、B和C中。由此，图7A显示了本发明的瓣膜支撑装置的支撑元件70，其中所述瓣膜支撑装置连接到两个弯曲细长臂71且被其稳定化，所述弯曲细长臂沿内部心室壁72垂直向下地设置。在该附图所示的例子中，稳定化元件71用弹性材料(例如基于钴的合金，镍钛诺，不锈钢和其他生物适应性金属和金属合金)。弯曲臂通常具有1mm到50mm的长度，优选为大约20mm。如附图所示，每一个稳定化元件71的上部部分是有角度的，从而其能绕心脏瓣膜环73经过。在一些实施例中，细长弯曲弹性臂可以被构造为使得它们处于预加载状态。稳定化元件的弹性性能将使得所述元件易于抓持瓣膜环且在瓣膜环下方的心室壁上施加向外力。在本发明的该方面的替换实施例中，弯曲细长稳定化元件可以用可塑、可变形材料构造，例如不锈钢、基于钴的合金和镍钛诺。在这种情况下，使用钳住或卷曲(crimp)工具将细长臂模制在瓣膜环周围。以这种方式，细长臂的上部部分将牢固抓持瓣膜环，而下部部分沿心室壁向外和向下偏压。

图7B示出了装置的该方面的另一实施例，其中附接到支撑元件70的稳定化元件71a比图7A所示的短得多，且对瓣膜环73的下表面(而不是对心室的侧向内部壁)施加稳定化力。在植入期间，稳定化元件进入瓣膜环下方的位置，从而瓣膜环“陷落”在所述稳定化元件和支撑元件本身之间。

该实施例的进一步变化例显示在图7C中。该变化例与图7B所示的实施例不同之处在于支撑元件70与上部稳定化元件(71s)和下部稳定化元件(71i)装配。在植入患者期间，瓣膜支撑装置被操作为使得瓣膜环73“陷落”在上部稳定化元件和下部稳定化元件之间。在该实施例的每一个变化例中，通过气囊扩张机构、或通过机械闭合机构可以使得短稳定化元件就位，或替换地，所述稳定化元件可以自扩张。

图8显示了本发明的瓣膜支撑件的替换设计，其另外包括水平设置的环形稳定化元件82，位于支撑元件80下方。弹性构件84将支撑元件80和所述水平稳定化元件82相互连接。瓣膜环86可以由此陷落或被夹捏在它们之间(如箭头所示)。该设计可以在任何额外稳定化元件的情况下使用或与上文所述的任何稳定化元件实施例组合使用。

在进一步实施例中，如图9A所示，瓣膜支撑装置在从上方观察时可以看出是一对弹性稳定化元件92，在支撑元件90每一侧上有一个。这些稳定化元件可以用生物适应性金属制造，包括(但不限于)镍钛诺、钴和不锈钢，且制造为弹簧状凸片的形式，其允许通过装置施加在心室壁上的弹性力分布在大的表面面积上，以便使得心脏组织的局部压力最小化，由此使得由于高机械应力而造成的心脏组织细胞坏死的危险最小化。可以在装置的该实施例的侧视图中看到凸片状稳定化元件92的结构，如图9B所示。如从这些附图中可以看出，每一个凸片可以优选被生物适应性织物或网94(例如用涤纶、PTFE等制造)覆盖，其关键功能是有助于将力进行分布。如前所述，且为了促进装置上心脏组织的生长，由此改善其与心脏壁的附接。使用这类稳定化元件的一个具体优势是其使得支撑元件靠近左心房底部，由此基本上挤压瓣膜环(稳定化元件从心室侧挤压且支撑元件从心房侧挤压)，由此形成“塞子”，其将防止心脏瓣周漏，甚至在瓣膜环比人造瓣膜的直径大的情况下也是如此，只要支撑元件比瓣膜环更大即可。在该实施例中，支撑元件可以与一个或多个这类稳定化元件装配，所述稳定化元件可以绕所述支撑元件的周边均匀或不均匀分布。该凸片状稳定化元件的示例性尺寸如下:宽度2-20mm；和长2-20mm。但是，应理解这些值的目的仅是示例性的，比该范围更大或更小尺寸的稳定化元件也包括在本发明的范围中。

如上所述，本发明的稳定化元件可以设置为细长锚固翼状物的形式，其用与用于制造单环支撑装置的相同金属盘状件切割出来。包括两个这类锚固翼状物的单环支撑结构的例子显示在图17中。(应理解该附图以及所有相似附图显示了相似装置的俯视图目的是以所述装置的预卷曲(pre-crimped)构造显示所述装置)。该例子中的支撑结构710包括圆形支撑环712，所述圆形支撑环与元件714装配，所述元件允许所述环的内周沿径向方向弹性地变形(由此有助于环与任何尺寸的更换瓣膜精确适应)。装置还包括两个锚固翼状物716，其基部部分718与环本身连续。实际上，在最优选实施例中，翼状物已经用与环本身相同的盘状件切出。最后，所述翼状物每一个还具有小孔719，所述小孔形成为靠近其远端，所述孔的目的是有助于操作者在实施期间抓持装置，如在下文详细描述的。

图18显示了在其从置放导管释放之后的和在锚固翼状物820已经扩张到其打开的工作构造之后的同一瓣膜支撑装置。

图19示出了在心脏瓣膜环930的区域中被植入到心脏中的图17和18的瓣膜支撑装置。由此，可以看出锚固翼状物932沿原生二尖瓣934的交界处布置，从而支撑装置的存在不与所述原生瓣膜在该阶段发挥功能相干扰。应注意，锚固翼状物932挤压与之接触的心室组织，由此使得所述组织略微径向向外位移。(由于附图的限制，该位移在图19中不可见)。

本发明该方面的不同实施例显示在图20中，其中可以看到每一个锚固翼状物具有加大的基部部分1040。可以进一步在该装置的放大侧视图中看到，在其扩张构造(图21所示)下，扩张的基部部分(显示为1050)对锚固翼状物恰好在所述翼状物弯曲离开环支撑结构的点处的机械强度有贡献。

在另一实施例中，如图22所示，锚固翼状物1060比之前附图中所示的翼状物更宽，沿所述翼状物每一个的整个长度(从基部部分1062到远端1064)保持这种增加的宽度。由于其更大的宽度，该附图中显示的实施例的锚固翼状物能将更大的稳定化力传递到心室组织。这种更大的翼状物还将锚固力分布在心脏的更大表面面积上，因为力分布降低了心肌组织上的局部应力所以这是非常有利的，且这在临床上有利的，因为其防止可能会损坏组织的高应力。

略微不同的方法显示在图23中，其中支撑装置包括四个锚固翼状物，两个短翼状物1070和两个长翼状物1072，它们设置为使得一个短的翼状物和一个长的翼状物并排位于装置的每一侧上。支撑装置的该实施例的一个优势是在每一侧上的短翼状物和较长翼状物两者的存在形成补偿机构，从而在每一侧上的所述翼状物中的一个(例如长翼状物)不与心室壁令人满意地接触的情况下，另一个翼状物(短翼状物)将能与心室壁令人满意地接触。

在目前所述的和图17到23所示的所有各实施例中，锚固翼状物形成为用与支撑环本身相同的盘状件切出的固体结构。在替换方法中，如图24的照片所示的，翼状物1080构造为打开结构。这类翼状物例如可以通过首先从支撑环盘状件切出宽翼状物且随后进一步去除材料而形成，从而一个或多个金属丝保持在翼状物中。两个这样丝1082显示在图24所示的设计中。该方法的一个优势是可以构造该更宽的锚固翼状物(由此能对心室壁的更大区域施加稳定化力)，而不增加所述翼状物的体积或重量。如前所述，这种更大的翼状物还将锚固力分布在心脏的更大表面面积上，因为力分布降低了心肌组织上的局部应力所以这是非常有利的，且这在临床上有利的，因为其防止可能会损坏组织的高应力。

进一步的实施例显示在图25的照片中。该附图中显示的装置包括具有打开结构的翼状物，所述翼状物能以两种不同构造存在，该两种不同构造是：(a)细长小直径构造，其在将装置插入置放导管中的过程中的卷曲期间形成)；和(b)缩短的更宽形式，如图25所示。如附图所示，该具体实施例的锚固翼状物1090，在其工作构造下，具有宽的菱形形状，且由此能在靠近支撑装置的心室壁的区域上施加相对高的稳定化力。应注意，如果具有这种增大宽度的翼状物形成为固体结构，则非常难以将装置卷曲到其收缩的置放构造。由此，使用该附图所示的类型的骨架状结构是非常有利的，因为一旦支撑装置已经展开则其组合了用于导管置放的窄长翼状物与短宽翼状物的机械优点。

翼状物可以完全或仅在其远端处被织物或其他覆盖材料覆盖。在一个非常优选的实施例中，使用的覆盖材料(例如生物适应性涤纶)将允许在其中生长心脏组织。以这种方式，可以将翼状物额外锚固到心脏组织。

装置可以通过镍钛诺盘状件的激光切割形成，所述盘状件用于形成支撑装置。环随后经历热处理(例如500-600℃的温度)，翼状物在期望工作位置弯曲，从而在从置放装置释放之后，翼状物将采用该新的形状记忆位置。

在一些优选实施例中，翼状物具有钻过其最远端部分的小孔，以便在从置放导管释放期间允许操作者用窄端部工具或丝容易地抓持支撑装置，由此有助于将所述装置移动到工作位置。

如上所述，在另一组优选实施例中，稳定化元件可以以杠杆操作的翼状物或臂的形式提供。在本发明的第一实施方式中，瓣膜支撑装置包括通过两个或多个桥接元件连接到下部支点(fulcrum)支撑环的上部单个环瓣膜支撑装置。该实施方式中的瓣膜支撑装置进一步包括两个或多个锚固臂(即锚固臂的数量与桥接元件的数量相同)，每一个臂在沿其长度的一点处弯曲(如上所述)，由此限定中间锚固臂部分和侧向锚固臂部分。每一个锚固臂的一端在其中一个桥接元件所附接的点附近附接到上部(即瓣膜支撑件)环。每一个锚固臂的相反末端不连接到装置中的任何其他结构。锚固臂设置为使得其中间部分或侧向部分侧向经过邻近的桥接元件中的孔。虽然所述孔可以形成为任何方便的形状，但是在本发明该方面的优选实施例中，孔为矩形。所述孔的下侧或上侧任一侧用作锚固臂能绕着枢转的支点。

在装置的该实施方式的一个优选实施例中，支点支撑环以细丝(例如镍钛诺丝，具有0.4mm直径)的形式提供。在该实施例中，丝“环”处于收缩状态，且在锚固臂侧向扩张之前是马蹬形式(而不是打开环)。这种收缩形式的一个优势是其在两步植入过程的第一步过程中不干扰原生瓣膜瓣叶功能。还有，通过这种收缩形式提供的最小表面面积有助于所述过程的第二步中带支架瓣的扩张。随带支架瓣的扩张进行，由此施加在收缩马蹬形支点支撑元件上的力使得所述元件采取其打开环构造。

显示在其完全扩张构造下的本发明的该实施例的例子显示在图26的透视图中，通常表示为1110，其包括瓣膜支撑环1112，通过两个桥接元件1114连接到下部支点支撑环1116，所述下部支点支撑环1116构造为细镍钛诺丝的形式。该装置包括两个锚固臂1117，其每一个的中间部分1118具有附接(例如焊接)到上部环的上端1118a和以尖锐角度部分为端部的下端1118b。每一个锚固臂的侧向部分1119随后从成角度的部分向上且向外经过，经过桥接元件1114中的矩形开口。在该附图所示的实施例中，侧向锚固臂部分1119的远端的末端部分与所述侧向部分的其余部分成大约90度的角度。但是，该末端部分也可以构造为各种不同形式。

图27提供了与图26提供的装置非常类似的装置的侧视图，但是处于其预扩张构造。从该附图可以看到，两个锚固臂每一个的成角度的部分1122最初定位为在瓣膜支撑装置的中央空间中彼此靠近。随后，在更换瓣膜的植入和扩张(更换过程的第二阶段期间)之后，扩张瓣膜对成角度的部分施加压力，使得它们侧向运动而锚固臂的每一个侧向部分1124绕其支点枢转，所述支点通过桥接元件1126中矩形开口的下部边缘提供。

如上所述，在该实施例中，所述矩形开口的下部边缘用作用于杠杆作用的锚固臂的支点。支点的放大视图显示在图28中，其中可以看到在装置一侧上锚固臂的侧向部分1132接触桥接元件1136中矩形开口的下部边缘1134且能绕该下部边缘枢转。该附图还示出了一种方式，其中桥接元件1136可以连接到支点支撑环1138，即通过小的丝钉(wirestaple)或环圈1139。

在本发明的第二实施方式中，瓣膜支撑装置包括单环支撑元件且(类似于第一实施方式)进一步包括两个或多个锚固臂，其上端部附接到所述上部支撑环。此外，瓣膜支撑装置进一步包括下部环元件，其类似于针对第一实施方式的其中一个优选实施例在上文描述的马蹬形元件。但是，第一实施方式不同，目前描述的实施方式不包括将所述马蹬形元件连接到上部支撑环的桥接元件。相反，每一个马蹬形元件直接连接到锚固臂每一个。

在功能上，该实施方式与如上所述的第一实施方式极大地不同，因为在支撑装置处于其闲置(rest)位置(即在径向扩张之前)时，不存在杠杆作用的锚固臂能绕着枢转的支点。相反，支点仅在马蹬形丝扩张(通过正扩张的带支架更换瓣膜施加压力造成)之后形成。在某个时候，下部丝元件成为环形。在该点处，下部丝元件不能进一步扩张，且每一个锚固臂与下部丝元件的附接点用作支点，所述锚固臂响应于通过正扩张的更换瓣膜产生的径向向外的力而绕其旋转。由此应理解，尽管在第一实施方式(如上所述)中，支点在所有阶段(从预扩张到完全扩张)存在，但是在第二实施方式中直到下部丝元件已经完全扩张到其环构造之前不存在支点。

在该实施方式的一个优选实施例中，该装置包括两个锚固臂，所述两个锚固臂在彼此分开大约180度(沿上部支撑环的周向测量)的点处附接到支撑环(且附接到下部丝元件)。在该实施例中，瓣膜支撑装置用于植入到二尖瓣环中，从而锚固臂沿瓣膜交界设置，从而在两个阶段的植入过程中的第一阶段期间它们不干扰原生瓣膜瓣叶功能。此外，所述锚固臂的侧向部分成形为使得它们可以用于在心室壁上施加轴向力(如上针对装置的第一实施方式所述的)。

这类装置的例子显示在图29中，其提供了处于其完全扩张位置的装置的透视图。如上所述，该装置包括瓣膜支撑件环1150和下部支点支撑环1152，在其预扩张构造下具有马蹬形形状(见图30)。锚固臂1154不可动地附接到所述支撑环(例如通过焊接)且例如通过小环或小钉(为了清楚未示出)可枢转地附接到下部环/马蹬形元件1152。

在图30的侧视图中，该实施方式的装置(类似于图29所示的)显示为处于其预扩张构造。可以从该附图看到，下部支点支撑环1160在该构造下为马蹬形且非常紧凑，由此对原生瓣膜功能没有被限制或干扰。

在该实施方式的另一优选实施例中，装置包括两个或多个锚固臂，所述两个或多个锚固臂构造为使得在它们处于其侧向位置时，臂的中间和侧向部分之间的角度非常小，从而所述部分几乎相互接触。这些部分之间的小空间可以随后被利用以夹捏原生瓣叶，由此将它们保持在完全移位、完全打开的构造。应理解，在该实施例中，装置的锚固和稳定化是通过以下实现的：锚固臂牢固地抓持瓣叶，瓣叶又通过腱索和下方的乳突肌锚固到心室壁组织。在该实施例的一个具体形式中，通过锚固臂施加的瓣叶夹捏的效果可以通过使用多个叉状件增强，所述多个叉状件装配到锚固臂的其中一个部分(中间或侧向部分)的内表面，它们能在所述臂侧向扩张时穿过被陷落(entrapped)的瓣叶的组织，锁定到它的其他部分的内表面上的相应定位和大小的孔中。

本发明第二实施方式的该实施例的例子在图31的透视图中显示。如上所述，锚固臂每一个的其中一个部分(在该情况下是侧向部分1172)的内表面装配有多个尖锐叉状件1174。在该具体实施例中，每一个锚固臂的中间部分1175包括一组小孔1176，所述一组小孔位置和尺寸对应于所述叉状件1174。在使用中，在更换瓣膜扩张(两步更换过程的第二步中)之后，每一个锚固臂的侧向部分1172被操作，从而原生瓣叶中的一个在该侧向部分和同一锚固臂的中间部分1175之间被捕获或夹捏，且通过叉状件1174牢固地保持就位，所述叉状件穿过瓣叶组织且被锚固在孔1176中。

本发明的装置的该实施方式由此具有以下优点:

不具有桥接元件将形成含有较少材料的支撑结构，且因此制造更便宜，对原生瓣膜功能有更少干扰，且在装置插入置放导管中的过程中更容易卷曲。

不具有桥接元件是有利的，因为不需要将锚固臂(其在第一实施方式中被附接到所述桥接元件)布置为使得它们沿瓣膜交界定位。相反，锚固臂可以(在一个实施例中)布置为使得原生瓣叶每一个被其中一个锚固臂的中间和侧向部分夹捏。

在最需要杠杆作用时精确地形成支点，即在正扩张的更换瓣膜造成原生二尖瓣叶的最大侧向位移时。

在如上所述和公开的装置的两个实施方式中，支撑装置仅在带支架更换瓣膜的扩张期间和之后锚固到心室壁。但是，在本发明的第三实施方式中，瓣膜支撑装置包括锚固臂，所述锚固臂能在两步植入过程的第一阶段中对心室壁施加弱的力且随后在所述过程的第二阶段中施加更强的力。为了实现该技术效果，在该实施方式中，该装置包括单个环瓣支撑元件，两个或多个弯曲锚固臂(基本上没有直的部分)附接到该支撑元件。在该实施方式的一个优选实施例中，所述弯曲锚固臂最初沿中下方向弯曲(即朝向支撑环的内部空间的中心)。随后，所述臂的曲率方向改变，从而它们沿侧下、沿侧向、沿侧上弯曲，且随后沿向上方向弯曲，最后在短的部分中结束，该短的部分沿中间和中下方向向回弯曲。在该具体实施例中，弯曲锚固臂具有的轮廓形式类似于大写字母D，D的平坦部分代表所述臂的上部部分。在植入过程的第一阶段中，弯曲臂能对心室空腔的侧向壁以及形成所述空腔顶部的组织施加相对弱的稳定化力。随后，在支撑环的中央空腔中带支架更换瓣膜的扩张期间和之后，所述环的弯曲臂被向外(由于其曲率造成的)和向上推，从而所述臂能在左心室的侧向和上壁上施加更强的力。此外，臂的向外和向上运动改变其末端(其自由部分)与心室顶部所成的角度，从而施加在心室组织上的力沿所述末端部分的轴向方向(由此防止锚固臂扣住，这会在锚固臂以与所述轴向方向成90度的角度与心室顶部相遇时发生)。

本发明的该实施方式的例子显示在图32中。弯曲锚固臂1182的中间端部附接到支撑环1180，而所述臂的侧向端部向外和向上弯曲。该附图中显示的装置处于其扩张状态(即在将被置于支撑装置的中央空腔中的更换瓣膜扩张之后)，锚固臂1182的侧向端部显示为仿佛它们处于支撑环1180平面上方的平面中。但是，实际上，所述侧向端部将位于与支撑环大致相同的平面中，且将对心室顶部的组织施加强稳定化力。图33显示了在之后的同一实施方式

应注意，本发明装置的第三实施方式不利用杠杆来获得力放大效果。

作为对本发明第三实施方式的替换，还可以构造包括第一或第二实施方式与较短静态锚固臂的组合的装置。在这样的装置中，固定臂将用于在两个阶段植入过程的第一阶段期间对心室壁施加相对弱的力，而更长的杠杆作用的锚固臂将用于在该过程的第二阶段期间施加所需的更强稳定化力。在包括第一或第二实施方式与短的静态臂组合的其他实施例中，各种锚固元件可以布置为使得在更换瓣膜扩张步骤期间杠杆作用的锚固臂(第一或第二实施方式)接触静态臂(而不是心室组织)，由此将其强稳定化力间接地施加到心室壁，即经由短的静态臂。该实施例的例子可在图34和35中看到，其中图34示出了在更换瓣膜扩张之前本发明的装置，且图35示出了在更换瓣膜扩张之后的装置。在两附图中，静态臂显示为1194且杠杆作用的臂显示为1196。

在一些其他实施例中，装置也可以包括几个不同上述实施方式的锚固机构(例如第三实施方式的弯曲锚固臂)与第二实施方式的瓣叶夹捏实施例的组合。在图33的透视图中这种实施例显示为处于其扩张构造。在使用中，该一对弯曲锚固臂1192沿原生二尖瓣的交界线布置，而杠杆作用的锚固臂的中间部分1194和侧向部分1196处于的位置使得它们可用于在它们之间捕获原生二尖瓣叶。

在本发明的第一和第二实施方式的一些其他实施例中，锚固臂和/或桥接元件(第一实施方式)可以另外包括用于将锚固臂锁定在其侧向扩张位置的机构，从而它们不在更换瓣膜上施加中间朝向的力。在这样的实施例中，锁定机构可以通过连接到桥接元件的销提供，所述销能与形成在杠杆作用的锚固臂中的适当大小的孔相互作用。

在下文公开和描述的与杠杆操作的稳定臂装配的装置的各种实施例的所有部件可以使用具有形状记忆和/或超塑性性能的任何合适的生物适应性材料构造。需要这些性能以便允许本发明的瓣膜支撑装置在收缩构造(从而所述装置可以装载到置放导管中)和扩张的工作构造之间转变。尽管用于构造装置的优选材料是镍钛诺，但是也可以使用其他合适的金属和非金属材料且也包括在本发明的范围中。本文所述的各种实施例可以使用任何本领域技术人员公知的标准制造技术构造，包括激光切割、点焊等。在本发明的一些实施例中，仔细选择正确大小的瓣膜支撑装置将允许在装置送入期间所述支撑装置在自扩张之后自容纳在瓣膜环的区域中，如在下文描述的。但是，在其他情况下，本发明的瓣膜支撑装置进一步包括连接到支撑元件的一个或多个心脏组织锚固器件或机构，用于将所述瓣膜支撑件牢固地锚固到心脏组织。在该方面的一个实施例中，心脏锚固器件包括多个螺旋形或钩状锚固件。这类锚固器件的例子显示在图1中，其显示了用于置放本发明的瓣膜支撑装置10的引导导管16。在该附图所示的置放过程的该阶段，支撑元件12已经自扩张到其工作构造。可以看到，支撑元件被装配为具有两个螺旋形的心脏附接锚固件18，其尖锐自由端部朝向侧面。锚固件的基部(即中间端部)连接到控制丝19，所述控制丝向上且靠近地经过引导导管16，最后离开患者的身体且在近端控制台处终止。一旦瓣膜支撑装置已经被操作到期望位置(如附图所示)，螺旋形的锚固件18通过操作者操作的控制丝的近端而旋转，由此插入心脏组织且由此将瓣膜支撑装置牢固地锚固在其操作位置。

应注意，图1仅显示了用于心脏组织锚固件的一个示例性设计，且许多其他设计也是可以的，且包括在本发明的范围中。由此，在另一实施例中，钩状锚固件在沿瓣膜支撑装置表面的各点处附接。该实施例显示在图10中，其显示了典型的瓣膜支撑装置110，在分布了多个钩状锚固件140的表面上包括支撑元件120。(四个这样的锚固件显示在附图中)。

在一些情况下，有利的是，在瓣膜支撑装置插入身体期间心脏组织锚固件采用闭合的不起作用的构造，以便避免对患者组织造成创伤和避免过早锚固(例如在不正确的位置处)。随后，在所述装置被正确地定位时，锚固件将从其闭合的不起作用的构造运动到打开的起作用的位置。存在执行这类实施例的多种方式。由此，在第一实施方式中，心脏附接抛锚件构造为具有两个或多个朝向后的自打开远端臂。在插入和植入期间，远端臂被一小圈可吸收缝合材料保持在闭合构造。随后，在所述附接器件进入心室组织后的一定时间段之后(例如在数小时和数周之间)，所述缝合材料溶解，由此允许远端臂采用其打开构造。该实施例显示在图11a和11b中:在图11a中，远端锚固臂160显示为通过缝合材料180而被保持在其闭合位置。在图11b中，所需长度时间已经过去(在插入之后)且缝合材料已经溶解，释放远端锚固臂且允许它们在心脏组织分开伸展，由此增加通过所述锚固件提供的对回退(撤退)的阻力。

在进一步的这类实施例中，用形状记忆材料制造锚固钩，例如生物适应性镍-钛合金(例如镍钛诺)。在插入期间，锚固件处于其闭合构造，但是在植入过程之后，随它们恢复其初始形状，插入患者身体过程中经历的温度上升造成锚固件打开，。

在进一步的这类实施例中如图12A和12B所示，锚固钩被覆盖元件160(例如套筒或管路部件)保护，所述覆盖元件用具有有限柔性的材料制造，例如PET、尼龙和相似的生物适应性塑料。在操作者对瓣膜支撑装置已经植入正确的位置处感到满意之后，附接到覆盖元件的控制元件180(例如控制丝)被拉动，由此使得它们通过引导导管退出，由此允许锚固钩自由地采取其打开构造且插入心脏组织。在图12A所示的设计中，每一个锚固件被其自己的覆盖件保护，而在图12B中，单个覆盖元件保护附接到支撑元件的所有锚固件(未示出)。

图13A和13B示出了本发明该方面的进一步实施例。由此图13A显示了通过外套管240附接到支撑元件220的有倒钩的锚固件200s保持在不起作用的笔直构造，所述外套管240还用于在瓣膜支撑装置的插入和植入期间保护患者的组织不受伤害。在植入期望位置处之后，如图20B所示，外套管240被拉动远离锚固件200c(例如通过拉动控制丝)，其现在采取其“自然的”弯曲构造，在此期间形状转变，所述锚固件现在刺入心脏组织(如附图中的字母A所示)。用在该实施例中的合适的锚固件可用形状记忆材料或用极有弹性的材料制造，例如镍钛诺、钴基合金和弹性回火(spring-tempered)的不锈钢。通常，这类锚固件具有大约0.2mm到1mm的中等长度的直径，和大约2到大约10mm的长度。合适的外套管可以用生物适应性聚合物制造，例如编织的尼龙和PET，以具有允许紧紧装配到锚固件上的公差。

应注意，如上所述的心脏组织锚固件可以在一些情况下用于将本发明的瓣膜支撑装置附接到解剖学瓣叶和腱索(除了或代替将所述装置附接到内部心室壁)。因此，本发明还包括额外类型的心脏组织锚固件，其特征在于具有多个锚固丝，所述多个锚固丝有利地卷入瓣叶和腱索。这类锚定件尤其适用于将支撑元件附接到上述的解剖学结构。

在一个进一步实施例中，心脏组织锚固件可以以小夹子的形式提供(类似于用于在外科手术过程中闭合血管的脉管夹，其是本领域公知的)。使用该实施例的例子显示在图14中，其中夹子260用于将支撑元件280附接到瓣膜环300。这类夹子也可以用于将支撑元件附接到心房壁组织和/或解剖学的瓣叶。在一个特别优选的实施例中，夹子附接到三角区域(一种解剖结构区域)中的组织，在二尖瓣的两个相反侧上，其具有更多纤维组织，且其因此能为锚固所述瓣膜支撑装置提供牢固的基础。

在另一实施例(未示出)中，夹子可以是支撑元件的整合部分。这可以通过将夹子的爪部中的一个附接到瓣膜支撑装置实现，而爪部中的第二个是自由的，以塑性变形且锚固到组织。

在可以结合本发明的瓣膜支撑装置使用的一些更换瓣膜的情况下，通过扩张的更换瓣膜施加的径向向外的力足以稳定地将所述瓣膜保持在所述瓣膜支撑装置的内部空腔中。但是，在一些情况下，尤其是在自扩张更换阀膜植入时，通过扩张的瓣膜施加的径向力不足以确保其可抵抗在心脏周期的所有阶段中施加的所有生理上的力。在这样的情况下，瓣膜支撑装置的单环支撑元件可以进一步包括瓣膜接合部分。在一个实施例中，所述瓣膜接合器件包括面向内或面向外的锚固件，其目的是与更换瓣膜的外部支杆接合，由此使得所述瓣膜在支撑装置中稳定。

图15A和15B显示了瓣膜接合器件的进一步实施例，其附接到本发明的示例性支撑元件400。由此，在图15A中，软生物适应性材料(例如生物适应性织物、硅、PET等)420i的四个短长度部分附接到支撑元件400的内表面。在瓣膜支撑装置的内部空间中的更换瓣膜支架扩张时，软的材料在瓣膜支架支杆之间穿过，由此形成接合“齿”，其用于使得更换瓣膜支撑装置组件稳定。图15B显示了用软的生物适应性材料形成的非常相似的、四个一组的瓣膜接合器件420t。但是，在这种情况下，软的材料以在附图所示的四个位置处围绕(部分地或完全地)支撑元件400的管状套筒的形式提供。

如上所述，在本发明的一些优选实施例中，环形单环支撑元件能沿径向方向弹性地变形，以便提高瓣膜支撑装置的中央空间中更换瓣膜的稳定性。由此，在图36所示的优选实施例中，支撑元件1210包括切出区域1212和切出区域1213，切出区域1212从元件的中央区域切出(从环的“主体”)，切出区域1213从元件的内部部分切出(从环的内部周边)。在该例子中，存在四个这样的切出区域1212和4个这样的切出区域1213。这些切出区域的数量和形状仅是示例性的，且可以使用任何数量和形状。用于制造支撑元件的示例性材料是生物适应性金属或合金(例如镍钛诺或不锈钢)。两切出区域1212和1213的目的是制造在环的内部周边处可弹性变形的支撑元件，以在带支架的瓣膜在支撑元件中扩张时应用径向向内的力。

用于本发明装置的示例性尺寸:例如，在“搁置”状态下(在所述环于二尖瓣膜环中展开之后，但是在带支架的瓣膜于所述环中展开和扩张以前，基本形态的支架)支撑元件1210的内部直径可以为25mm。示例性的26mm直径瓣膜(例如通过美国EdwardsLifesciences Inc.制造的Sapien瓣膜)通过气囊扩张而在支撑元件中扩张到27mm直径，刚好在扩张之后其具有一些恢复，达到26mm直径。因为瓣膜在支撑元件中扩张，所以内部环直径现在(扩张之后)直接近似于瓣膜，从而支撑元件环的内部直径现在为26mm。因为，如例子所述的，与由于本发明的设计中支撑元件的弹性能力相比，支撑元件的搁置状态下的直径为25mm，所以支撑元件现在在瓣膜上施加径向向内力，且由此牢固固定到瓣膜且防止瓣膜脱离位置。当然，尺寸设定可以根据期望瓣膜变化，且这仅是示例性的。

图37示出了该附图所示的优选实施例中本发明瓣膜支撑装置的单环支撑元件的另一示例性实施例，支撑元件1220包括三个切出区域1222(其从元件的中央区域切出(从环的“主体”)和三个切出区域1223(其从元件的内部部分切出(从环的内部周边)。这些切出区域的数量和形状仅是示例性的，且可以使用任何数量和形状。

图38示出了本发明的单环支撑元件的进一步示例性实施例。在该附图所示的优选实施例中，支撑元件1230包括三个切出区域1232和三个切出区域1233，切出区域1232从元件的中央区域切出(从环的“主体”)，切出区域1233从元件的内部部分切出(从环的内部周边)。这些切出区域的数量和形状仅是示例性的，且可以使用任何数量和形状。在该实施例中，每一个切出区域1232包括额外的切出区域1234，其改变和增加支撑元件的弹性。任何数量或形状的这种额外切出区域包括在本发明的范围中。

如上所述，在本发明的一些优选实施例中，单环支撑装置包括在其外部周边中的减小的直径的切出区域，其目的是用作压力释放元件，由此允许心脏瓣膜的受控、受限逆流，这是因为减少了施加在心脏瓣膜支撑装置上和人造瓣膜上的总体流体压力。以此方式，可以改进植入人造瓣膜的稳定性。由此可以应理解，本发明该方面的压力释放特征降低通过收缩中的心脏在瓣膜支撑件-更换瓣膜设备上施加的总流体压力，由此减少所述设备上施加的向上力。另外，该设计减少心室收缩所需抵抗的后负荷(afterload)，因为其允许受控受限的逆流，且由此可以对心室功能提供有益的临床效果。在该设计中，单环支撑结构的形状不完全覆盖瓣膜环的形状，且不具有完整圆形形状，而相反具有赋予以下两个优点的轮廓形状:1-单环支撑结构的一部分具有比瓣膜环直径(即扩张直径部分)更大的直径，由此在支撑结构在瓣膜环上方扩张时，该形状的更大直径防止其从心房经过瓣膜环“下落”到左心室，且由此有助于将瓣膜支撑件保持在二尖瓣膜环中的目的位置。2-单环支撑结构的一个或多个部分具有比瓣膜环直径(即减小的直径部分)更小的直径，由此在支撑结构在瓣膜环上方扩张时，在心房和心室之间存在保持“打开”的一个或多个孔。这实际上造成泄露，或造成基本上可控的“MR”(二尖逆流)，其尺寸由孔的尺寸和数量所预定。

临床理论说明:在这一点上需要解释的是，故意做出的“受控制MR”对于被施以瓣膜更换以校正其已存在的MR的患者来说是有临床价值的。最佳的是，目标是更换瓣膜且到达零MR(没有泄露)。但是，在临床上可接受的是完成一过程从而患者具有小的残余MR(等级1)，因为这将比在该过程之前的阶段4好得多，且因为本发明的装置代替用于瓣膜更换的外科手术允许经导管的植入，结果“代价”是阶段1MR(具有极小的侵入过程)，而不是零MR(使用外科手术方法)，这在临床上对一些患者是有益的，尤其是对那些有非常高手术风险的副发病变的患者来说。

该实施例(其中减小直径部分每一个和瓣膜环的邻近部分之间的孔允许心室和心房之间有限的瓣周(peri-valvular)血液流动)的额外优势在于，在瓣膜支撑件植入之后，保持“受控的”或“受限的”逆流量(在通过瓣周孔血液从心室到心房的心脏收缩过程中的流动)。这降低了心室后负荷(左心室(LV)收缩时所抵抗的力)，且在左心室收缩功能差的情况下是有利的。这种后负荷的减少对改善左心室功能来说是潜在有益的，减少了LV壁的应力和氧气消耗。

尺寸设定例子和说明:下列的尺寸仅是示例性的，且提出这种尺寸是为了解释本发明该实施例所基于的原理。

对于35mm的示例性二尖瓣膜环直径。单环支撑元件的内部直径适于带支架更换瓣膜的扩张直径，所述带支架更换瓣膜应在瓣膜支撑件中扩张。对于示例性Sapien 26mm瓣膜，上部环的内部直径为大约26mm。支撑元件的外部直径应比瓣膜环直径更大，以便防止装置“掉落”到心室中，且有助于预防瓣周漏。因此对于该例子，选择37mm的外部直径。但是，支撑环的至少一部分具有的直径小于35mm(例如将在环的外周边的一部分处制造切出部分，由此将局部直径减少到仅33mm)，由此在二尖瓣膜环和上部环的外部边缘之间形成小孔。在心脏收缩阶段的心室收缩期间，一个或多个孔用作压力释放机构，它们释放施加在瓣膜支撑件-瓣膜设备上的一些压力(向上力)，且由此减少设备脱离位置的风险。

由此，图39提供了扩张构造下的本发明该实施例的瓣膜支撑件的示例性实施例的透视图。瓣膜支撑件1240包括环形单环支撑元件1241，其具有四个直径减小的区域(从环的周边切出的区域)1244。这种较小直径区域1244的数量以及其尺寸和形状仅是示例性的。

在另一优选实施例中，如上所述，环形支撑元件与生物适应性织物制造的至少一个翼状帘(wing-like drape)元件装配。帘用作密封元件，其定位在支撑元件和二尖瓣膜环之间，由此防止在瓣膜支撑件植入二尖瓣膜环中之后的瓣周漏。

由此，图40示出了本发明的示例性单环支撑装置1251的侧视图，显示为处于二尖瓣膜环1250上的位置，且包括附接到环的内周的织物帘1252。在环的内周上帘的位置具有几个突出优点:帘的功能是二尖瓣膜环和上部环之间的“瓣叶”，由此在心脏收缩期间，流体从心室流出时，帘被血液的流动朝向瓣膜环向上推，该运动改善上部环和瓣膜环之间的密封，(通过图40中的箭头所示)，由此基本上用作环和瓣膜环之间的瓣膜，且由此防止瓣周漏。

图41示出了本发明的示例性单环支撑装置1261的侧视图，显示为在二尖瓣膜环1260上就位，织物帘1263附接到所述环的外周。帘在环支撑件的外部部分上的位置允许其用作所述环和瓣膜环之间的密封元件(类似于密封“o”型环的功能)，从而在环靠近且附接到瓣膜环的区域时，帘用于使得瓣膜环密封且防止瓣周漏。在本发明的一些实施例中，帘的长度使得帘的边缘延伸进入左心室(如图41所示)。这是有利的，因为这种增长的帘元件改善环的外部区域和二尖瓣膜环之间的密封且防止泄漏。

用于本发明的帘的示例性材料为任何种类的生物适应性织物，例如涤纶、ePTFE。本发明的帘的示例性尺寸为2mm-20mm长和2mm-60mm宽，由此覆盖环的一部分或环的全部周缘。

图42示出了本发明的示例性单环支撑装置1271的透视图，示意性地显示了多个织物帘1274。显示了五个这种分开的帘，其余的帘在附图中未示出。优选的是，在帘之间有小的重叠，从而在邻近帘之间没有泄漏。

图43示出了用于本发明的帘的织物的进一步设计。帘1280如图所示用生物适应性织物制造。为了给帘赋予稳定的形式(因为使其具有预定形状)，在其制造过程中，生物适应性金属丝1281被缝到帘的材料中。用于这种丝的示例性材料为不锈钢或镍钛诺。金属丝可根据预定要求成形，且能由于丝的机械性能而维持这种形状。这种预定成形的优势是该形状可以被设计为使得其改善环和瓣膜环之间的密封，从而流动将使得帘倾向于密封瓣膜环，让帘运动得靠近瓣膜环，且防止瓣周漏。

本发明的单环瓣膜支撑装置的置放是使用与以下申请公开的相同的和置放装置实现的，该申请是共同拥有的、于2011年9月1提交的在审美国申请No.13/224,124。简要地说，置放方法涉及使用置放装置530，如图16的透视图所示。装置(如图所示)包括促动部分535、促动器534、细长本体532、和导丝内腔542，所述导丝内腔适于在导丝540上向远侧前进，以让置放装置530前进到主体中的目标位置。本发明的瓣膜支撑装置在其收缩构造545下被包含在置放装置的内腔中，且连接到联接构件536。在置放过程期间，装置联接构件536的远端区域可释放地固定到瓣膜支撑装置，但是也适于可控地从所述瓣膜支撑装置释放，以便将其从置放装置释放。可通过对在患者外部的联接构件536的近端部分进行促动，从而促动联接构件536，以控制瓣膜支撑装置的运动。

细长本体532例如是但不限于导管，其例子是本领域公知的。促动部分535例如但不限于是Touhy Borst，其允许促动器534旋转，以控制细长本体532的轴向运动。引导内腔542例如可以是但不限于波纹钢强化的内腔，以允许在前进通过脉管系统的同时具有足够的柔性。引导内腔542还可以是任何其他类型的合适引导内腔。

在瓣膜支撑件于期望位置处释放之后，其被允许扩张，以便其可以采用工作构造，将其本身抵靠心脏内腔的侧向壁固定、固定在二尖瓣环上方的心房中、固定在瓣膜环下方的心室或固定在瓣膜环本身中。在一些实施例中，支撑元件包括一个或多个心脏锚固元件(例如锚固件、倒钩、夹子等的形式)和/或稳定化元件(如上所述)，其有助于将支撑元件抵靠心脏组织固定，或适于刺穿进入心脏组织，以将支撑元件固定到心脏组织。一个或多个固定和/或稳定化元件，如果使用的话，可绕支撑元件的周边设置。它们可呈现用于置放系统的收缩或置放构造，但是在从置放系统释放时可展开到扩张或锚固构造。例如，固定元件可以是弹性材料，其自扩张到锚固构造。替换地，固定元件可被促动，以使它们重构到固定构造.但是，在一些实施例中，一个或多个固定元件不适于改变构造。有关商业可获得更换瓣膜(具有适用于临床医生所确定的相关过程的任何类型)的随后置放和扩张阶段的进一步细节公开于共同拥有的、于2011年9月1提交的在审美国申请No.13/224,124中。

介入到二尖瓣或其他房室瓣膜将优选地通过患者的脉管系统经皮实现(通过皮肤介入)。经皮介入到远处脉管系统位置是本领域公知的。取决于脉管介入的点，二尖瓣方法可以是顺行的且需要通过穿过心房中隔而进入左心房。替换地，到二尖瓣的方法可以是逆行的，在这种情况下通过主动脉瓣膜而进入左心室。替换地，二尖瓣可经心尖介入，在本领域是公知的。通过心房中隔的顺行方法和其他合适介入方法细节可在美国专利No.7,753,923中找到，该专利于2004年8月25日提交，其内容通过引用合并于此。

图44和45显示了单环瓣膜支撑装置的两种形式，其被开发为用于两个不同等级的人造主动脉瓣膜，以便能使用所述人造主动脉瓣膜取代功能障碍的二尖瓣膜。由此，图44在透视图中显示了用于自扩张主动脉瓣膜的单环支撑装置2000。可以看到，装置具有外周边2002和内部周边2004，且一些直槽道2006已经形成在所述周边之间的环的材料中。以这种方式，环支撑件的内部周边已经被制造为弹性可变形。附图还显示了支撑装置与两个短稳定翼状物2008装配，所述翼状物定位为使得它们以180度分开。图45所示的支撑装置2010目的是用于气囊可扩张主动脉瓣膜，且与图44装置的通常结构相似，具有一系列槽道2012和两个短稳定翼状物2014。但是，该装置的情况下所示的槽道在其形状复杂性方面和它们比之前附图所示的占领更大表面面积方面是不同的。这些差异形成具有更大的弹性的内部环周边，这对于使用该支撑装置与可扩张人造主动脉瓣膜向结合来说有重要意义。

图46到49是显示了在尸体心脏中成功植入本发明的单环瓣膜支撑装置的照片。由此，图46显示了在尸体心脏中的二尖瓣膜环2022位置植入单环支撑装置2020。心脏连接到脉动的泵，所述泵提供流动且由此使得二尖瓣打开和闭合。应注意，该附图中的装置显示为没有覆盖织物。照片显示了，在支撑装置位于瓣膜环上时，其不与原生二尖瓣2024的闭合干涉(在照片中显示为闭合)，且由此保持稳定的血液动力且允许两个阶段的植入过程(如上所述)及时且安全地在支撑装置中置放人造瓣膜。图47显示了相似的瓣膜支撑装置2030的放大视图，其被植入在二尖瓣膜环2032上方，在这种情况下所述装置被生物适应性织物覆盖。原生二尖瓣叶2034被显示为处于其闭合位置。图48显示了定位在二尖瓣膜环2042上方的被相似织物覆盖的瓣膜支撑装置2040。但是，在该附图所示的例子中，人造主动脉瓣膜2044已经被植入所述支撑装置的中央空间中且已扩张。人造瓣膜的瓣叶2046也被清楚地显示在附图中。图49显示同一人造瓣膜的上部视图，其具有支架部分2054和三个瓣叶2056，其中所述瓣膜通过瓣膜支撑装置2050被牢固地保持就位，其本身显示为被植入在二尖瓣膜环2052上方。在尸体心脏中展开的本发明的瓣膜支撑装置的这些照片展示了，带支架瓣膜被非常牢固地锚固到单环支撑装置，且不移位，甚至在通过脉动的瓣膜产生的高压力(大于150mmHg的压力，类似于高血压中遇到的)下也不移位。

尽管本文的支撑结构通常被描述为是用于更换二尖瓣膜的支撑件，但是其可置放到期望位置，以支撑其他更换心脏瓣膜，例如更换三尖瓣瓣膜，更换肺瓣膜，和更换主动脉瓣膜。

尽管一些实施例已经在本文描述，但是本领域技术人员应理解这样的实施例仅通过例子的方式提供。本领域技术人员可理解许多变化例、改变和替换可以做出而不脱离本发明。应理解对本文所述的的实施例的各种替换可以用于实施本发明。

Claims (10)

1.一种人造心脏瓣膜支撑装置，其适用于对心脏瓣膜的血管内置放，包括单环形支撑元件，所述支撑元件具有内部直径和外部直径，其中所述支撑元件具有完全刚性的外周边，其中所述支撑元件与一个或多个心室内和/或心房内稳定化元件装配，且其中所述支撑元件具有收起的置放构造和展开构造，且其中单环支撑元件的内部周边能弹性地沿径向方向变形。

2.如权利要求1所述的瓣膜支撑装置，其中支撑元件在其展开构造下具有平坦环形环的形式，且其中所述环形环的外部半径和内部半径之间的差Rd为1-14mm的范围。

3.如权利要求2所述的瓣膜支撑装置，其中单环支撑元件的Rd和厚度之间的比为10:1到20:1的范围。

4.如权利要求2所述的瓣膜支撑装置，其中单环支撑元件的内部半径为23-29mm的范围且其外部半径为30-50mm的范围。

5.如权利要求2所述的瓣膜支撑装置，其中所述支撑装置的厚度为0.25-0.6mm的范围。

6.如权利要求1所述的瓣膜支撑装置，其中稳定化元件从完整环结构、部分环、弯曲臂或弯曲翼状物、细长臂或细长翼状物和杠杆作用的臂或翼状物中选择。

7.如权利要求1所述的瓣膜支撑装置，进一步包括翼状帘元件，其用附接到单环支撑元件的生物适应性织物形成。

8.如权利要求1所述的瓣膜支撑装置，其中支撑元件与适于牢固地接合更换心脏瓣膜的更换瓣膜接合器件装配。

9.一种适用于血管内或经心尖置放的系统，以更换二尖瓣，包括:

a)根据前述权利要求中任何一项所述的人造心脏瓣膜支撑装置，包括单环形支撑元件，该支撑元件具有收缩的置放构造和展开构造；和

b)更换心脏瓣膜，包括可扩张的锚固件和多个瓣叶；

其中所述更换心脏瓣膜适于固定到所述人造心脏瓣膜支撑装置。

10.如权利要求9所述的系统，其中更换心脏瓣膜是人造主动脉瓣膜。