CN102413793B - 用于瓣膜假体在病人心脏中的植入部位的定位和锚定的支架 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于将瓣膜假体（100）定位和锚定在病人心脏中的植入部位上的支架（10）。具体地，本发明涉及用于在治疗心瓣膜缩窄和/或心瓣膜闭锁不全时使用的内置假体的可扩张支架。从而保证在支架（10）的植入状态下，即使在心脏蠕动的情况下，被紧固到支架（10）的瓣膜假体（100）也将不会发生相对于支架（10）的纵向移位，根据本发明的支架（10）包括至少一个紧固部分（11、11a），经由该至少一个紧固部分（11、11a）可将瓣膜假体（100）连接到支架（10）。支架（10）还包括定位弧（15a、15b、15c）和保持弧（16a、16b、16c），由此，至少一个定位弧（15a、15b、15c）被连接到至少一个保持弧（16a、16b、16c）。

Description

用于瓣膜假体在病人心脏中的植入部位的定位和锚定的支架

技术领域

本发明涉及一种用于内置假体在病人心脏中的植入部位中的定位和锚定的支架。具体地，本发明涉及一种用于在心瓣膜狭窄（缩窄）和/或心瓣膜闭锁不全的治疗中使用的内置假体的可扩张支架。

本发明还涉及一种内置假体，其包括用于假体在病人心脏中的植入部位处的定位和锚定的支架。具体地，本发明还涉及一种可皱缩且可扩张的假体，其包括可使用导管被输送到植入部位以便治疗心瓣膜狭窄（缩窄）和/或心瓣膜闭锁不全的支架。

措辞“心瓣膜狭窄（缩窄）和/或心瓣膜闭锁不全”意图包括遗传的或发展的一个或多个心瓣膜的功能性缺陷。此类心脏缺陷可能影响四个心瓣膜中的每一个，虽然左心室中的瓣膜（主动脉及僧帽瓣膜）比心脏的右侧部分（肺和三尖瓣膜）更加频繁地受到影响。功能性缺陷可能导致缩窄（狭窄）、不能闭合（闭锁不全）或两者的组合（组合缺陷）。本发明涉及包括可经腔地植入病人的身体中并在被经由皮肤引入之后径向地扩张以便治疗此类心瓣膜缺陷的内置假体。

背景技术

在严重的心瓣膜缩窄和/或心瓣膜闭锁不全的当前治疗中，用内置假体来替换缩窄或患病的心瓣膜。通常在去除患病心瓣膜之后通过胸部中的开口以手术方式缝补到心瓣膜床中的生物或机械瓣膜模型被用于此目的。此手术使得需要使用心肺机来在该程序期间保持病人的循环，而在假体的植入期间引发心脏停搏。这是有风险的手术程序，具有针对病人的相关联的危险以及长期的术后治疗和恢复阶段。在多病同发的病人的情况下，此类手术常常不能被认为有合理的风险。

最近已经开发了最小侵入性的治疗，其特征在于允许在局部麻醉下执行程序。一种方法规定使用导管***来植入可自扩张支架，可皱缩瓣膜假体连接到该支架。可以经由导管***将此类可自扩张内置假体通过腹股沟动脉或静脉引导至心脏内的植入部位。在到达植入部位之后，然后可以打开支架。

为此，已经知道支架可以由例如多个自扩张纵向支架段组成，各段被相对于彼此铰接。为了将支架牢固地锚定在接近于心脏的适当血管中的位置上，常常使用锚定倒钩来与血管壁接合。

从印刷出版物DE 10 010 074 A1已知用于内置假体的紧固和锚定的可扩张支架，由此，支架本质上由线状互连段形成。DE 10 010 074 A1提出一种用于紧固和锚定内置假体的支架，该支架具有不同的弧形元件，其具有将瓣膜假体紧固并支撑在植入部位处的功能。具体地，使用分别相互间隔开120°的三个相同构造的定位弧。这些定位弧借助于固态铰接体相互连接。

除定位弧之外，互补弯曲保持弧用于通过在支架的打开之后径向地压靠血管壁来锚定内置假体。

然而，使用上述解决方案存在内置假体的不精确或不正确植入的风险。换言之，需要植入的内置假体的精确定位和纵向对准。具体地，只可能利用参加医生或心脏专家（即使有的话）方面的高超技术来足够精确地沿横向和纵向方向将支架定位，以保证相关联的内置假***于病人的患病心瓣膜的正确区域中。

除了其他后果之外，次最佳定位的内置假体的不精确植入还可能导致漏泄或瓣膜关闭不全，这导致相当大的心室应力。例如，如果在原有心瓣膜的平面之上过远地植入内置假体，则这可能导致冠状动脉口（冠状动脉的进口）的关闭或堵塞并因此导致致命的冠状动脉缺血和心肌梗塞。

因此，针对狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的最佳治疗，需要将瓣膜假体所附着到的支架尽可能精确地定位在待治疗的心瓣膜的植入部位处。

从印刷出版物DE 20 2007 005 491 U1已知用于治疗主动脉瓣膜闭锁不全的内置假体。内置假体包括瓣膜假体和将内置假体定位并锚定于病人的心脏中的植入部位处的支架。在此内置假体中采用具有数个（多个，通常为三个，但在二尖瓣膜的情况下为两个）定位弧。在支架的植入状态下，这些定位弧径向地延伸并用于接合在待治疗的原有（患病）心瓣膜的囊袋（pocket）中。被附着于支架的瓣膜假体然后能够自动定位至心瓣膜的平面中。保持弧在内置假体的植入状态下抵靠主动脉的血管壁，形成压配合连接并用来锚定内置假体。

虽然定位弧使得能够实现此内置假体的支架在病人心脏中的植入部位处的最佳定位，但不能保证的是被附着于支架的下端区段的瓣膜假体实际上也定位于心瓣膜的平面中。特别地，相当大的力在心脏循环的填充阶段（心脏舒张）期间作用在内置假体上，这导致内置假体相对于支架纵向地移位。由于植入内置假体的这种纵向移位（这尤其由于心脏的蠕动而发生在心脏和血管中），植入内置假体可能不再能够提供牢固的密封。

此外，存在这样的风险，即由于随着蠕动发生的瓣膜假体相对于支架的纵向移位，用来将模板假体紧固到支架的螺纹或缝合线可能摩擦支架。因此不能排除紧固螺纹可能随着时间的推移的磨损并因此失去其紧固功能。这将导致瓣膜假体从支架至少部分地分离，这又导致瓣膜假体的漏泄、不适当定位或者甚至完全分离。

发明内容

基于上述问题，本发明的某些实施例解决了提供用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的可自扩张内置假体的问题，其实现了待植入的内置假体的最佳定位准确度和锚定。另外，缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的治疗应借助于简单的程序来使得能够在不对病人产生大的压力的情况下实现缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的常规治疗。

在这方面和如稍后将详细描述的，本发明提供了用于在缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的治疗中提供用于内置假体在病人心脏中的植入部位中的定位和锚定的可扩张支架，其中，该支架包括多个定位弧和多个保持弧，该多个定位弧被配置为位于病人的原有心瓣膜的多个囊袋内且位于多个原有心瓣膜小叶的第一侧上，该多个保持弧被配置为位于与第一侧相对的所述多个原有心瓣膜小叶的第二侧上。

如稍后将详细地描述的，在本发明的某些实施例中，所述可扩张支架还可以包括占据两个相邻保持弧之间的空间的至少一个辅助弧，其中，所述至少一个辅助弧包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处连接到第一保持弧，该第二臂在其第一端部处连接到第二保持弧，并且其中，所述至少一个辅助弧的第一和第二臂每个包括在结合点处被相互连接的各自第二端部，所述结合点包括被配置为接收缝合线的至少一个紧固孔。

另外或作为所述至少一个辅助弧的替代，根据本发明的支架还可以包括基本上周向地与所述多个定位弧中的至少一个对准的至少一个径向弧。

另外，可以设想根据本发明的支架还提供有多个辅助弧，所述多个辅助弧中的每一个占据两个相邻保持弧之间的空间并包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处连接到第一保持弧，该第二臂在其第一端部处连接到第二保持弧。

此外，根据本发明的支架还可以提供有多个额外弧，所述多个额外弧中的每一个占据第一保持弧与相邻的第二保持弧之间的空间。

优选地，根据本发明的支架还包括多个小叶保护弧，每个占据所述多个定位弧中的一个的两个臂之间的空间。

本发明的某些实施例的另一任务在于详细说明用于治疗狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体，由此，能够将内置假体牢固地锚定在病人心脏中的植入部位。另外，本发明的某些实施例还解决了基本上防止植入内置假体从其理想植入部位移位的问题，尽管在心脏循环的填充阶段期间有力作用在内置假体上。

本发明还涉及由一方面如权利要求所述的支架和被附着于该支架的瓣膜假体组成的内置假体。

如本文所述，支架可以是可径向扩张的血管内植入物，能够被植入且在被经由皮肤引入之后径向地扩大。可以使用最小侵入性方法（诸如波动心脏经心尖程序或倒退经主动脉程序）将支架配置成位于病人的原有患病瓣膜中，诸如原有狭窄主动脉或肺瓣膜。虽然能够经由任何数目的入口点将支架引入病人的身体中，但用大腿进入或用于主动脉瓣膜的经心尖进入的经血管方法是优选的。然而，本发明不限于这些方法。

“原有主动脉瓣膜”可以是三尖的（具有三个小叶）或先天地二尖的（具有两个小叶）。

内置假体可以包括（连同瓣膜假体被附着到的支架一起）充当止回瓣膜的植入物，其打开以允许运送血流并且闭合以防止回退流动。瓣膜假体可以由至少两个且优选地三个小叶及瓣膜下摆（skirt）组成，小叶连接在瓣膜下摆上。

从一方面，依照本发明提出了一种可皱缩且可扩张假体的可扩张支架，该支架包括至少一个紧固部分，借助于该紧固部分，瓣膜假体被连接到支架。另外，支架包括定位弧和保持弧。支架的至少一个定位弧用第一连接腹板（web）与支架的至少一个保持弧相连。另外，所述支架还包括将各保持弧的臂互连的至少一个辅助弧。

所述至少一个紧固部分沿着支架的纵轴线延伸并包括沿着所述至少一个紧固部分的长度在离散的位置处沿纵向方向分布的多个紧固孔。可以引导线或细丝通过每个紧固孔以将瓣膜假体固定于支架。此特征的优点是一旦被植入，瓣膜相对于支架的纵向位移基本上被最小化，因此假体不会由于心脏的蠕动而过度地受到干扰或被弱化。

除紧固孔之外，紧固部分可以包括一个或多个凹口以帮助缝合材料的就位和保持。该凹口还帮助假体到支架的均匀附着，与紧固孔类似，使假体的纵向位移最小化。

从一对紧固部分延伸且在其之间的是紧固弧，瓣膜组织位于其上面。在支架和被与之附着的瓣膜假体的扩张和植入状态下，支架的紧固弧至少在支架的下部抵靠着血管壁以便进行密封抵抗漏泄。此外，用紧固弧，假体组织被分离并保持远离定位和保持弧，从而降低这些弧摩擦组织的可能性，该摩擦又可以导致假体的损坏和弱化。紧固弧用于锚定瓣膜假体的下边缘并使材料张紧，因此假体作为瓣膜是有效的。通过具有紧固部分和紧固弧，假体被完全支撑并锚定在支架的边界内。两个紧固机构的组合在一个紧固机构出现故障的情况下还提供故障保险。这与缝合特别有关，因为被不良缝合的假体将由于由缝合线赋予假体的附加应力和应变而不会如其应该的那样有效。因此，弧以不仅仅依赖于缝合的方式允许对假体进行紧固。

在植入构造中，支架的至少一个定位弧沿着大体上径向方向从支架的圆周延伸。这些定位弧被设计为接合在被替换的原有（患病）心瓣膜的囊袋中，这进而允许支架的准确定位。此外，在植入时，定位弧位于血管壁与原有心瓣膜的小叶之间。定位弧然后与相对应的保持弧协作，导致原有小叶夹在两个弧之间。这样，定位和保持弧一起将支架保持就位并基本上消除支架的轴向旋转。

在优选实施例中（比较根据第十八实施例的支架），可以将定位弧成形为具有基本上凸起的形状。换言之，可以使被定位于原有瓣膜小叶中的弧的端部朝着支架的内部或朝着支架的纵轴线弯曲。这样，每个定位弧的形状提供针对原有瓣膜小叶的附加夹紧力。

所述至少一个保持弧通过连接腹板连接到定位弧。保持弧在支架的植入状态下径向地延伸，使得所述至少一个保持弧以径向作用的拉伸力压靠其中部署有支架的血管的壁。在原处，每个保持弧的端部还配合在主动脉瓣膜环状物下面，提供用于对支架进行定位和锚定的另一手段。除所述至少一个保持弧之外，本发明的某些实施例规定支架还包括至少一个辅助弧，其将被连接到所述至少一个定位弧的所述至少一个保持弧的各自臂互连。如所述至少一个保持弧的情况一样，所述至少一个辅助弧还在支架的扩张状态下径向地突出，使得至少一个辅助弧还以径向作用的拉伸力压靠其中部署有支架的血管的壁。

可皱缩且可扩张假体的支架还可以包括位于每个定位弧之间的径向弧，每个径向弧朝着支架的上端区段向上延伸。径向弧提供可以用来在植入之前和期间将支架保持在导管内的附加手段，并提供可以用来在植入之后取回支架的手段。该弧还向支架的上端区段增加径向强度。

在能够用来将整个假体的（一个或多个）组织组成物紧固到支架的支架的所述至少一个紧固部分中，提供了多个紧固孔和可选的一个或多个凹口。这些紧固孔和凹口纵向地分布在紧固部分上的给定位置处，并引导至少一个线或细丝以将瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物紧固至支架，从而使得能够实现整个假体的（一个或多个）组织组成物在支架上的精确定位。由此，在所述至少一个紧固部分中提供的每个单独紧固孔和凹口用于引导用来将瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物附着或缝合到支架的紧固部分的线或细丝。

借助于紧固孔和凹口来引导为了将瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物紧固到支架的紧固部分而提供的装置（线或细丝），使得瓣膜假体相对于支架的纵向位移基本上被最小化。这还允许瓣膜假体相对于支架的精确定位。

此外，瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物到支架的至少一个紧固部分的牢固且限定的固定有效地防止用来将（一个或多个）组织组成物紧固到支架的装置（线或细丝）摩擦支架并因此在较长时间的使用之后退化。

为了在紧固部分中构造所述多个孔和凹口，所述至少一个紧固部分优选地被构造为（与定位弧、保持弧和辅助保持弧的各自臂相比）加宽段。因此，紧固部分是包括相对大量材料的支架段，其在正在植入支架时有助于移动和位置分析。例如，当使用荧光检查（心导管***法＝LHK）或超声波（经食道超声心电图＝TEE）来监视***程序时，支架的紧固部分是尤其可辨别的。

根据本发明的特定实施例的支架的优选实现方式规定在支架的保持弧的每个臂内构造紧固部分。

为了加固支架的各保持弧，提供了如前所述的辅助弧。辅助弧从紧固部分的下端延伸并连接两个相邻保持弧的各自臂。

在制造根据本发明的特定实施例的在瓣膜假体中使用的支架时，可以设想支架显示出从管的一部分、特别是从小金属管整体地切割的结构，其包括定位弧、保持弧和辅助保持弧以及具有限定紧固孔和凹口的至少一个紧固部分。具体地，可以设想使用激光来从小金属管切割支架结构，由此，该结构其后经受可适用的成形和热处理过程，使得支架能够从植入期间的皱缩状态变换成植入部位处的扩张状态。此成形和热处理过程被有利地逐渐地执行以便防止对支架结构的损坏。

特别优选地是支架显示出整体地从小金属管切割的结构，其中为每个定位弧分配一个保持弧且其中经由第一连接腹板将定位弧的朝向支架上端的每个上端部分与相关联的保持弧的上端部分相连。由此，至少一个紧固部分优选地构造在保持弧的臂中，在至少一个紧固部分中提供了多个紧固孔。

支架优选地显示出整体形成的结构，其能够从第一可预定形状变换成第二可预定形状，由此，支架显示出在***病人身体期间的第一可预定形状（皱缩形状）和一旦被植入时的第二可预定形状（扩张形状）。由于支架的设计，在支架从第一可预定形状至第二可预定形状的过渡期间，定位弧、保持弧和辅助弧根据支架的横截面扩张而径向地扩张。从而优选地将支架的第二形状选择为使得当支架扩张时，保持弧和辅助弧抵靠其中部署了支架的血管的壁。另外，保持弧的端部位于原有瓣膜环状物的下面，从而提供支架的附加锚定。

为了实现支架在植入部位处的牢固锚定，保持和辅助弧应以径向力压靠血管的壁，从而，可以通过使支架结构经受适当的成形和热处理过程来设置此径向力。

应理解的是，术语“上”指的是在其植入状态下看时的支架。换言之，术语“上”指的是在被植入时位于远离心脏处的支架的上端区段。同样地，术语“下”的使用指的是当在其植入位置上看支架时朝着心脏的心室侧定位的支架上的近端位置。

根据本发明的支架的优选实施例（比较第十八实施例）规定定位弧和相关联的保持弧以及辅助弧每个显示出朝着支架的下端闭合的本质上U形、T形或V形结构。特别优选的是从小金属管的材料部分切割每个定位弧，从该小金属管获得相关联的保持弧的本质上U形、T形或V形结构。优选地从位于本质上U形、T形或V形的保持弧结构之间的小金属管的材料部分切割各辅助弧。

支架结构的该优选实施例因此让支架的各保持和辅助弧形成内置假体的下区域，由此定位弧被构造成与保持弧对称，尽管布置成稍微进一步朝向内置假体的上区域是优选的。

定位弧的各上端被借助于内置假体的上区域中的第一连接腹板连接到相关联的保持弧的各自上端。在保持弧的各臂中构造了紧固部分。在支架的扩张状态下，具有紧固部分的下区域以及设置在各定位和保持弧支架的支架上端处的连接腹板展开，使得径向作用的力从支架的下区域以及支架的上端施加于血管壁上，从而使得能够实现支架在植入部位处的牢固锚定。

在优选实施例中，支架在其第一形状（皱缩形状）中显示出约4至8 mm的外径和在30 mm与40 mm之间、优选地在34.0与39.0 mm之间且更优选地在34.37 mm与38.37 mm之间的长度。这允许将保持支架的假体容易地***病人的身体中，例如用21F输送***，并将与具有在19 mm和28 mm之间的直径的内置假体一起使用。前述长度规格是当前优选的尺寸，基于该尺寸，支架变得适合于待治疗的大多数病人。

为了实现具有被与之附着的伸展瓣膜假体的植入支架的特别牢固的锚定，可进一步设想支架在其制造期间经受成形和热处理过程，使得成品支架显示出略微凹陷的构造。

例如，成品支架可以在其植入和完全扩张状态下显示出朝向其上端区段的略微凹陷的构造。当支架连同被与之附着的瓣膜假体一起处于其植入和完全扩张状态时，支架的下端区段的最大直径位于环状物下面且尝试具有比支架的上端区段更大的直径，即使支架的上端区段展开得稍大，从而提供更大的径向力以将支架和被与之附着的瓣膜假体锚定在植入状态。这使得能够在不损坏动脉壁的情况下将支架牢固地保持在血管壁中。此构造还提供能够经受心脏和血管壁的蠕动并针对动脉壁可靠地密封假体的牢固锚定。当然还可设想将支架处于其第二形状时的凹陷构造设计成具有更大或更小的凹度。

优选地，支架的下端区段2处的支架直径应能够容纳目标直径周围的一定范围的环状物直径。在此范围内，由于扩张和植入支架的硬度而施加于血管壁的力应足以防止植入支架的迁移，但是不过大而引起环状物破裂或AV节点阻塞。在支架的上端区段3处，期望的是支架在直径方面不显著地改变以使对瓣膜接合或打开性能的影响最小化，即使当环状物直径未准确地处于目标直径时也是如此。

优选地是支架的下端区域在其处于其第二形状时显示出在22 mm和33 mm之间、优选地在25 mm和31 mm之间的直径。可以设想支架显示出两个或更多不同尺度的尺寸，由此，能够根据特定的病人来选择最佳支架尺寸。另外，可以通过对支架进行适当固化、特别地通过热处理过程来从给定支架尺寸开始实现支架的精确且病人特定的尺寸。

在特别优选的实现方式中，支架包括瓣膜假体，优选地生物或心包瓣膜假体，其中，瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物借助于线等附着于支架的至少一个紧固部分。

优选地使用形状记忆材料作为用于支架的材料，该材料被设计为使得支架能够在外部刺激的影响下从临时形状变换成永久形状。从而，临时形状是支架的第一形状（即支架的皱缩状态），同时在支架的第二形状中（即在支架的扩张状态下）采取永久形状。特别地，诸如镍钛诺（即镍和钛的等原子比合金）的形状记忆材料的使用允许植入支架的特别柔和的植入程序。

当制造优选地由形状记忆材料制成的支架，优选地在已经从管切割支架结构之后对其进行成形。一旦已经形成了期望形状，则此形状是“固定的”，此过程称为“编程（programming）”。可以通过将支架结构加热、将支架形成为期望形状并因此冷却支架来实现编程。还可以通过在较低温度下形成支架结构并进行成形来实现编程，这称为“冷拉伸”。因此保存了永久形状，使得能够以临时、非成形形状来储存和植入支架。如果外部刺激随后作用在支架结构上，则形状记忆效应被激活并且所保存的永久形状得以恢复。

特别优选实施例规定外部刺激为可限定开关温度。因此可以设想，支架材料需要被加热到高于开关温度的温度，以便激活形状记忆效应并因此重新产生支架的已保存永久形状。可以通过形状记忆材料的化学组成的相关选择来预置特定的开关温度。

特别优选地，将开关温度设置为在室温与病人的体温之间的范围内。这样做是有利的，尤其是在使用医疗设备作为病人身体中的植入物方面。因此，当植入支架时在这方面所需要保证的仅仅是在植入部位处将支架加热至病人的体温“37℃”以激活支架材料的形状记忆效应。

附图说明

下面将在更详细地描述根据本发明的支架的优选实施例时对附图进行参考。

示出了：

图1a是依照本发明的第一实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的侧视图，其中，在其皱缩状态下示出心瓣膜支架；

图1b是依照本发明的第一实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的侧视图，其中，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图1c是依照本发明的第一实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的下端的平面图，其中，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图1d是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的第一实施例的心瓣膜支架；

图1e是根据本发明的第一实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图2a是根据本发明的第二实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的侧视图，其中，在其皱缩状态下示出心瓣膜支架；

图2b是根据本发明的第二实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图2c是根据本发明的第一实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，其中，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图2d是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的透视侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的第二实施例的心瓣膜支架；

图2e是根据本发明的第二实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图3是根据本发明的第三实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图4是根据本发明的第四实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图5a是根据本发明的第五实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图5b是根据本发明的第五实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图5c是根据本发明的第五实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的上端的平面图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图5d是根据本发明的第五实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图6a是根据本发明的第六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图6b是根据本发明的第六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图6c是据本发明的第六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第三透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图6d是根据本发明的第六实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图6e是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的透视侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的实施例的心瓣膜支架，由此，在部分扩张状态下示出心瓣膜支架；

图6f是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的透视侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的第六实施例的心瓣膜支架，由此，在扩张状态下示出心瓣膜支架；

图6g是图6f所示的内置假体的心瓣膜支架的保持弧的头部的透视详图；

图6h是图6f所示的内置假体的心瓣膜支架的附加紧固部分的透视详图；

图6i是图6f所示的内置假体的下端的平面图，即从图6f所示的内置假体的入流侧看的视图；

图7a是根据本发明的第七实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图7b是根据本发明的第七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图7c是根据本发明的第七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图8a是根据本发明的第八实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图8b是根据本发明的第八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图8c是根据本发明的第八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图9a是根据本发明的第九实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图9b是根据本发明的第九实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图10是根据本发明的第十实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图11是根据本发明的第十一实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图12是根据本发明的第十二实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图13a是根据本发明的第十三实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图13b是根据本发明的第十三实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图13c是根据本发明的第十三实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图14a是根据本发明的第十四实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图14b是根据本发明的第十四实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图15是根据本发明的第十五实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图16a是根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图16b是根据本发明的第十六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图16c是根据本发明的第十六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图16d是根据本发明的第十六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第三透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图16e是根据本发明的第十六实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的上端的平面图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图16f是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的第一透视侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架，由此，在扩张状态下示出心瓣膜支架；

图16g是用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的第二透视侧视图，其中，内置假体包括用于保持内置假体的根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架，由此，在扩张状态下示出心瓣膜支架；

图17a是根据本发明的第十七实施例的心瓣膜支架的平面展开图；

图17b是根据本发明的第十七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图17c是根据本发明的第十七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图17d是根据本发明的第十七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第三透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图17e是根据本发明的第十七实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的上端的平面图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；

图18a-c是示出包括依照本发明的某些实施例的心瓣膜支架和被附着于支架的瓣膜假体的主动脉内置假体的经动脉植入的过程序列；

图19a是根据本发明的第十八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架；以及

图19b是根据本发明的第十八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架。

具体实施方式

人类心脏的右和左半由心室和心房组成。这些腔体被心脏的隔膜分离，划分成心房间隔（房间隔）和心室间隔（室间隔）。

由于位于心房和心室中间和动脉中的被连接到心室的起到类似于机械阀作用的心瓣膜，血液只能通过心脏的腔室沿着一个方向流动。上腔静脉和下腔静脉（上和下腔静脉）流入右心房。其从体循环向心脏供应贫氧（静脉）血。类似于机械阀防止血流在心室收缩（收缩）时反向流入心房的三尖瓣膜位于右心房与右心室之间。其包括三段，也称为小叶，其类似于襟翼被韧带附着于心室肌肉***（在本文中也称为“片状瓣膜（flap valve）”）。两个肺动脉经由公共大血管（肺动脉干）离开心脏的右心室。在心室与肺动脉干之间也存在瓣膜，即所谓的肺动脉瓣膜。此类瓣膜由于其形状也称为半月瓣膜。肺动脉向肺循环供应贫氧血液。

富氧（动脉）血然后通常通过四个肺静脉从肺循环流至左心房。其从那通过另一片状瓣膜（僧帽瓣膜）到达左心室。由主动脉来载送流出物，类似于肺动脉，该主动脉具有半月瓣膜（主动脉瓣膜）。

在心脏循环期间，心房首先填充血液，同时，心室同时地将血液排出到动脉。当心室肌肉***放松时，片状瓣膜由于心室中的压降而打开且血液从心房流入（心房收缩）。这是由心房的收送支持的。心室收缩遵循：心室肌肉***收缩，压力上升，片状瓣膜闭合且血液智能通过现在打开的半月瓣膜流入动脉中。通过半月瓣膜的闭合来防止在放松阶段（心室舒张）期间来自动脉的反向血流，使得仅仅由瓣膜来确定流动方向。

四个心瓣膜在心脏中与机械阀类似地工作并防止血液沿错误方向的逆流。心脏的每一半具有片状瓣膜（房室瓣膜）和半月瓣膜。房室瓣膜位于心房与心室之间且称为二尖/僧帽瓣膜和三尖瓣膜。半月瓣膜位于心室与脉管流出物之间并分别称为肺动脉瓣膜和主动脉瓣膜。

瓣膜缺陷（即心瓣膜功能的机能障碍）可能影响四个心瓣膜中的任何一个，虽然在心脏的左侧的瓣膜（主动脉和僧帽瓣膜）与在心脏右侧的那些（肺动脉和三尖瓣膜）相比更加频繁地受到影响。机能障碍可能涵盖收缩（狭窄）、闭锁不全和两者的组合（组合缺陷）。

在医学中，术语“主动脉瓣膜闭锁不全”或简称“主动脉闭锁不全”指的是心脏的主动脉瓣膜的有缺陷闭合和作为结果的血液从主动脉到左心室的心脏舒张逆流。根据主动脉闭锁不全的严重程度和对主动脉耗尽的抵抗程度，逆流的量可能达到左心室的排出体积的三分之二（正常心输出量40至70 ml）。这导致表示特定地高血压振幅。此流回血流增加左室的心脏舒张填充并导致心脏的地不分的体积过载，其后果是离心性肥大。

主动脉瓣膜狭窄是由主动脉瓣膜的不完全打开而引起的瓣膜性心脏病。当主动脉瓣膜变得狭窄时，其引起左心室与主动脉之间的压力梯度。瓣膜收缩越多，左心室与主动脉之间的梯度越高。例如，在中度主动脉瓣膜狭窄的情况下，梯度可能是20 mmHg。这意味着在峰值收缩处，虽然左心室可以产生140 mmHg的压力，但被传送至主动脉的压力将仅仅是120 mmHg。

在具有主动脉瓣膜狭窄的个体中，左心室必须产生增加的压力以便克服由于狭窄的主动脉瓣膜而引起的增加的后载荷并将血液喷射出左心室。主动脉狭窄越严重，左心室收缩压力与主动脉收缩压力之间的梯度越高。由于由左心室产生的增加的压力，左心室的心肌层（肌肉）经历过度生长（肌肉块增加）。

主动脉瓣膜狭窄的背景下的绞痛是由克服由主动脉瓣膜狭窄儿一起的压力梯度所需的增加压力的不断产生而引起的左心室肥大的副作用。虽然左心室的心肌层（即心肌）变厚，但对肌肉进行供应的动脉没有明显变长或变大，因此肌肉可能变得局部缺血（即未接收到足够的血液供应）。当心肌要求增加的血液供应以补偿增加的工作负荷时，局部缺血可能首先在锻炼期间是明显的。个体可能抱怨劳累性绞痛。在此阶段，利用成像进行的应力测试可能暗示局部缺血。

僧帽瓣膜闭锁不全（也称为僧帽瓣闭锁不全）是人类医学中以及至少某些动物种类中的频繁的心瓣膜缺陷。其涉及心脏的僧帽瓣膜的闭合缺陷或“漏泄”，其导致心室射血期（收缩）期间的从左心室至左心房中的血液逆流。

僧帽瓣膜在心脏的左心房与左心室之间起到类似于机械阀的作用。其在心室的填充阶段（心脏舒张）期间打开并因此使得能够实现血液从心房流入。在心室射血期（收缩）开始时，心室中的压力的突然增加导致瓣膜的闭合并因此导致心房的“密封”。在这样做时，在心房中存在仅约8 mmHg的压力，同时，心室中的约120 mmHg的收缩压力迫使血液沿着其通常的路径到达大动脉（主动脉）中。

然而，在严重僧帽瓣闭锁不全的情况下，回流开口大于40 mm²，并且回流体积大于60 ml，这导致严重且有时危急生命的变化。

在急性阶段中，在左心室和左心房的正常尺寸的情况下，存在心房以及因此的肺静脉中的相当大的压力增加。其可能达到100 mmHg，给定肺动静脉的正常条件，这导致立即的肺水肿。然后主要反向的血流可能导致到主动脉中的不足的流出和因此到所有器官的减少的血流。

为了治疗严重的缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全，需要一种内置假体以执行缩窄或患病心瓣膜的瓣膜功能。在这方面必需的是将内置假体牢固地定位和锚定在心脏中的植入部位中；即在要替换的（患病）心瓣膜的平面中，使得内置假体未移位或移动，即使由作用在其上面的有时相当大的力。并且，收缩期间的有效密封对于僧帽瓣膜而言是重要的，并且在心脏舒张期间对于主动脉瓣膜而言是重要的。

本发明涉及用于在心瓣膜狭窄（缩窄）和/或心瓣膜闭锁不全的治疗中使用的内置假体的可扩张支架。此外，本发明还涉及一种可皱缩且可扩张的假体，其包括支架，可使用导管将该支架输送到植入部位以便治疗心瓣膜狭窄（缩窄）和/或心瓣膜闭锁不全。虽然本发明的支架和被与之附着的瓣膜假体能够用于替换四个不同心瓣膜中的任何一个，特别是肺动脉瓣膜和主动脉瓣膜，但在下文中仅仅由于简化的原因描述用于治疗患病主动脉瓣膜的本发明的应用。

依照本发明的至少某些实施例，瓣膜假体100被适当地附着到的心瓣膜支架10被用于对所述内置假体进行定位和锚定。由心瓣膜支架10和被附着于支架10的瓣膜假体100组成的用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的医疗设备在本文中将简称为内置假体1。

图1d示出用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的此类内置假体1的侧视图，由此，依照本发明的第一实施例，内置假体1包括用于保持瓣膜假体100的心瓣膜支架10。图2d同样地示出用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的另一内置假体1的侧视图，由此，采用依照本发明的第二实施例的心瓣膜支架10。

以下说明将对附图进行参考以详细地描述本发明的优选实施例。根据本发明的某些实施例的心瓣膜支架10（在下文中简称为“支架”）显示出可扩张结构，其能够从其中支架10处于皱缩状态的第一可预定形状变换成其中支架10处于扩张状态的第二可预定形状。图1a示出根据本发明的第一实施例的支架10的侧视图，由此，支架10处于其皱缩状态。图2a示出根据本发明的第二实施例的皱缩支架10。

在两个实施例中，使用***导管***（图中未明确地示出）将支架10连同附着在其上面的瓣膜假体一起以最小侵入性方式以第一形状（比较图1a和图2a）引入到病人的身体中。在***期间，被附着于支架10的瓣膜假体100同样地处于皱缩状态。然而，为了简明起见，图1a和2a两者都没有表示被附着于支架10的瓣膜假体100。

在到达病人心脏中的植入部位时，支架10通过增长而变换至其扩张形状，其中，被附着于支架10的瓣膜假体100也打开并扩展。支架10的扩张形状是已经通过编程设定的永久形状。在图1d和图2d中示出具有被与之附着的同样地完全打开并扩张的瓣膜假体100的根据本发明的第一/第二实施例的完全扩张支架10。重要的是注意到支架10的第二形状（即处于其完全扩张但未被植入状态的支架10的形状）可以不同于在其完全扩张且植入状态下的支架10的形状，因为在植入状态下，完全扩张支架10的形状在植入部位处至少部分地受到解剖结构的限制。

图1b和图1c示出没有瓣膜假体100的从不同角度看的根据本发明的第一实施例的完全扩张支架10。图2b和2c示出从不同角度看的同样地没有瓣膜假体100的根据本发明的第二实施例的完全扩张支架10。

下面将在描述支架10的第一实施例时开始对图1a至1e进行参考。

根据第一实施例的支架10显示出从管的一部分、特别是小金属管整体地切割的结构。在图1e中以二维投影图描绘了用来形成支架的设计的切割图。

详细地，支架10具有三个定位弧15a、15b、15c，其具有使支架自动定位至肺动脉瓣膜（肺动脉干瓣膜）或主动脉瓣膜（主动脉瓣）的平面中的功能。定位弧15a、15b、15c显示出圆形的头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处（比较图18a）的定位期间接合在待治疗的（患病）心瓣膜的囊袋T中。

不但提供与原有瓣膜匹配的对称性，所提供的三个定位弧15a、15b、15c还提供旋转准确度、对称性和稳定性。支架10当然不限于使用总共三个定位弧。

分别指向支架10的下端2的定位弧15a、15b、15c的头部20是圆形的，使得当定位弧15a、15b、15c接合在待替换的心瓣膜H的囊袋T中时，血管壁将不会被损坏。为了改善支架10的植入期间的移动和位置分析，在定位弧15a、15b、15c的头部20上或内部提供参考标记21。能够用红外线或超声波来激活的无线电不透明标记对此特别有用。

定位弧15a、15b、15c分别显示出向支架10的下端闭合的本质上U形或V形结构。因此，每个定位弧15a、15b、15c具有总共两个臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"，其分别从相关联的定位弧15a、15b、15c的头部20朝着支架10的上端3延伸。通过这样做，两个相邻的定位弧的每两个连结臂经由连接部分22相互连接。

为了用适当的导管***来植入和移植支架10以及被与之附着的瓣膜假体，支架10在其上端3处包括导管保持装置23。连接部分22分别经由连接腹板25连接到导管保持装置23。连接腹板25在下文中将称为“第二连接腹板25”。

导管保持装置23包括椭圆形头部，其每个包括相对应的椭圆形眼孔24。导管保持装置23的形状与用来植入/移植支架10的导管***的导管尖端上的冠状物互补。导管尖端上的冠状物具有被构造为导管保持装置23的互补（negative）的突出元件。替换地，将突出元件成形为与眼孔24互补且被构造为导管保持头部。这样的实现方式使得冠状物的突出元件能够形成与支架10的上区域3的可释放接合以允许支架10可释放地附着到导管尖端。

第一连接腹板17本质上沿着支架10的纵向方向L延伸并具有上端部分17d和下端部分17p。除前述第二连接腹板25之外，上端部分17d向在两个相邻定位弧15a、15b、15c的两个臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"之间的连接部分22打开。如在图1b中可以看到的，第一连接腹板17具有本质上倒置的Y形构造，并且每个显示出一结构，该结构在其下端部分17p处分叉以给两个相邻保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''让路。

在每个定位弧15与保持弧16之间的是紧固弧19。如在图1b中特别清楚地所示，紧固弧从紧固部分11的下端延伸并具有向支架10的下端闭合的基本上U形或V形结构。如图1d中所示，紧固弧用于支撑瓣膜假体100的下端。假体100被成形为使得紧固弧19a、19b和19c位于瓣膜材料的囊袋中。

此支架设计实现了轴向对称结构，由此，为每个定位弧15a、15b、15c分配一个紧固弧19a、19b、19c和一个保持弧16a、16b、16c。图1a至1d所描绘的第一实施例的支架10因此包括总共三个保持弧16a、16b、16c，其组成支架10的保持段，用于容纳例如在图1d中描绘的瓣膜假体100。

在图1a所示的支架10的状态下，其中，支架10处于其第一（皱缩）形状，定位弧15a、15b、15c的各自臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15cc''直接连结紧固弧19a、19b、19c的各自臂19a'、19a''、19b'、19b''、19c'、19c''，其进而直接连结相关联的保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''。

现在对图1b进行参考，其中，以其第二、扩张形状示出了按照第一实施例的支架10。由此表示能够特别地认识到每个定位弧15a、15b、15c以及相关联的紧固弧19a、19b、19c和保持弧16a、16b、16c分别显示出朝着支架10的下端2闭合的本质上U形或V形结构。具体地，如从在图1e中描绘的切割图可以看到的，从管的一部分的材料段切割每个定位弧15a、15b、15c，相关联的紧固弧19a、19b、19c的本质上U形或V形结构取自所述材料段。

图1a与图1b的比较显示在支架10扩张时，即当支架10从其第一形状变换成其第二形状时，支架10沿其纵向方向L缩短，同时在横截面方面扩大。在支架10的扩张状态下，定位弧15a、15b、15c与支架10的上端3处相比在支架10的下端2处更多地沿着径向方向扩张。由于其更多地沿着径向方向突出，所以能够以特别容易的方式将定位弧15a、15b、15c部署到待替换的心瓣膜H的心瓣膜囊袋T中。

即使当由于定位弧15a、15b、15c已在支架10的扩张状态下径向地从支架10突出而在心脏中的植入部位处实现了支架10以及被与之附着的瓣膜假体的某种锚定时，也请注意从定位弧15a、15b、15c作用在血管壁上的接触力不足以将支架10牢固地锚定在植入部位处。因此提供了形成支架10的下端2的前述保持弧16a、16b、16c。保持弧16a、16b、16c在支架10的扩张状态下从其圆周径向地突出，使得保持弧16a、16b、16c以径向作用的接触力压靠其中部署有支架的血管的壁。另外，保持弧16a、16b、16c的闭合端部向外张开，从支架10的圆周进一步地径向突出。此形状允许将保持弧16a、16b、16c的端部定位于原有瓣膜环状物的下面或至少定位在原有瓣膜环状物上，从而为支架10以及被与之附着的瓣膜假体提供附加锚定。

除保持弧16a、16b、16c之外，支架10还包括辅助弧18a、18b、18c，其同样地在支架10的植入状态下抵靠血管的壁施加径向作用的接触力，从而进一步改善支架10和被与之附着的瓣膜假体在植入部位处的锚定。

如从图1b可以看到的，支架10包括朝着所述支架10的下端2闭合的总共三个本质上U形或V形辅助弧18a、18b、18c。每个辅助弧18a、18b、18c将第一保持弧16a、16b、16c以及与第一保持弧相邻的第二保持弧相连。

在扩张支架10（比较图1c）的下端区域2的顶视平面图中，下端区域2显示出由保持弧16a、16b、16c的单独臂16a'、16a"、16b'、16b"、16c'、16c"和辅助弧18a、18b、18c的单独臂18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"形成的十二边形的多边形结构。此支架设计特别地提供了均匀地分布在支架10的下端区域2周围的总共六个弧16a、16b、16c、18a、18b、18c，其中的每一个压靠血管壁并在支架10以及被与之附着的瓣膜假体的扩张和植入状态下将支架10有效地保持适当位置。

概括地说，一方面提供保持弧16a、16b、16c且另一方面提供辅助弧18a、18b、18c导致这些弧的各自下端部分在血管壁上施加径向力。这保证被附着于支架10的瓣膜假体100相对于血管壁的牢固密封以及支架10在心脏中的植入部位处的牢固锚定。

除经由保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c施加于血管壁上的接触力之外，可以设想在支架的完全扩张但未被植入状态下，与下端区域2相比，支架10的上端区域3径向地多扩张10%至25%。这为支架10提供朝着下端区域2逐渐缩减的略微凹陷结构。然而，在其完全扩张和植入状态下，支架10的上端区段3与下端区域2相比可能未径向地多扩张10%至25%，因为支架在其植入状态下的形状在植入侧受到解剖结构的限制。然而，支架10的上端区段3趋向于相对于支架10的受约束下端区段2的环形直径略微径向地扩展。这通过支架10的上端区域2压靠血管壁来确保支架10在血管内的牢固锚定。

为了即使在心脏和血管（其中部署有支架10以及被与之附着的瓣膜假体）的蠕动移动期间也保证被附着于支架10的瓣膜假体相对于支架10能够发生最小纵向位移，图中所描绘的本发明支架10的实施例规定支架10包括沿着支架10的纵向方向L延伸的多个紧固部分11，借助于该紧固部分11，瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物被附着于支架10。现在对图1d进行参考，其示出用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体1的侧视图。内置假体1包括用于保持瓣膜假体100的按照本发明的第一实施例的支架10。瓣膜假体100包括由生物学或合成材料制成的至少一个小叶102。

应认识到瓣膜假体可以由任何适当材料制成，包括从诸如猪和马的动物身上去除的生物学瓣膜、由诸如心包的***产生的人工生物学瓣膜、从细胞培养物生长的组织以及诸如镍钛诺的人工材料和结构。

详细地，支架10的第一连接腹板17经由其上端17d与连接部分22相连并经由其下端17p与紧固部分11的上端13相连。被连接到同一个连接腹板17的紧固部分的各自下端14从而经由朝着支架10的下端2闭合的本质上U形或V形的辅助弧18a、18b、18c被连接在一起。

具体地，在图1d中在其扩张状态下示出本发明支架10的第一实施例，由此，借助于线101或细丝将瓣膜假体100紧固到所述支架10并被支架10伸展。很容易认识到支架10的下端区域2的中心区域（瓣膜假体100被设置在该处）的加宽实现了内置假体的扩展。同时，保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c的下端部分在（图1d中未示出的）血管壁上施加径向力。

如从图1d可以看到的，在支架10的各紧固部分11中构造了所限定的多个紧固孔12，并且将其布置为沿着紧固部分11分布在预定纵向位置处。用来将瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物附着于支架10的线101或细丝被引导通过每个各自紧固孔12。

可以在手术程序之前将组成内置假体1的组件、即支架10和瓣膜假体100连接在一起。可以将这样构造的内置假体1在其扩展形状下储存很长一段时间而不出现瓣膜假体100的组织的结构劣化。应直接在手术程序之前将内置假体1压缩并使其进入其皱缩形状。然后，内置假体1准备好被***用于植入内置假体1的导管***中。

当然，可以设想组成内置假体1的两个组件、即支架10和瓣膜假体100直至直接在手术程序之前都未被连接在一起。然后，应以其第二形状、即在扩张状态下储存支架10，并且不使其进入其第一（皱缩）形状，直至直接在手术程序之前。

从图1b和1d可以注意到在支架10的保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了各自紧固部分11。在紧固部分11中构造的紧固孔12的尺寸应适合于用来将瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物紧固到支架10的线101或丝的粗细度。

紧固孔12的横截面形状还可以适合于用来紧固瓣膜假体100的线101或丝的横截面形状。这允许在相对于支架10的精确预定位置处将瓣膜假体100固定到支架10。通过提供多个紧固孔12以将瓣膜假体100锚定至支架10，实现了瓣膜假体在支架10上的精确定位。

由于紧固孔12适合于用来将瓣膜假体100附着于支架10的线101或丝的粗细度和/或横截面形状，所以当植入内置假体1时，能够有效地防止由于心脏的蠕动而引起的支架10与瓣膜假体100之间的相对移动。在内置假体1的完全扩张和植入状态下，因此用最小间隙将瓣膜假体100紧固至支架10，基于此，使得用来附着瓣膜假体的线101和丝的摩擦所引起的磨损最小化。如图所示，紧固孔12具有圆形横截面形状。

虽然瓣膜组织、即瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物应被牢固地紧固到支架10，但必要的是瓣膜组织必须能够在没有损坏的情况下变形以允许支架在皱缩时延长。

如前所述，在各紧固部分11中构造的紧固孔12可以根据被用于将瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物附着于支架10的线101的直径和/或根据被用于将瓣膜假体100附着于支架10的缝合技术而具有不同的直径、数目或横截面形状（椭圆形、正方形等）。紧固孔12中的至少一个的直径、数目和/或横截面形状还可以充当在治疗心瓣膜缩窄和/或心瓣膜闭锁不全中使用的内置假体1、即医疗设备的类型的指示。在这方面，可以将所述至少一个紧固孔12的直径、数目和/或横截面形状用于识别以区别适合于被固定在支架10上的瓣膜假体100的不同尺寸或类型，或者可以用于识别以区别内置假体1的不同尺寸或类型，如果瓣膜假体100已被固定到支架10的话。例如，具有被与之附着的小型瓣膜假体100的小型支架10或被修改和构造为用于承载小型瓣膜假体100的小型支架10可以具有圆形紧固孔12，而具有被与之附着的大型瓣膜假体100的大型支架10或被修改和构造为用于承载大型瓣膜假体100的大型支架10可以具有三角形紧固孔12。这允许外科医生/心脏工作人员在不需要测量的情况下容易地且在视觉上将不同的瓣膜尺寸、支架类型和/或瓣膜假体的类型区别开。

在图1a-e中描绘的第一实施例中，支架10的紧固部分11（瓣膜假体100被缝合或可缝合到其上面）在支架10被压缩时不改变其形状，例如当支架10处于图1a所示的其第一（皱缩）形状时。此现象在使用标准管支架时发生。因此线磨损的风险是最小的。

然而，如相对于本发明的第十六和第十七实施例详细地描述的，还可以将保持弧以及在保持弧的各自臂中提供的紧固部分构造为使得其在支架10被压缩时不改变其形状。详细地，根据本发明支架设计的第十六和第十七实施例，保持弧在支架的扩张状态下弯曲，但是在支架皱缩时是相对笔直的。

在图2a至2c中描绘了依照第二实施例的支架10，其在结构和功能方面类似于图1a至1c所描绘的支架10的第一实施例。对于图2e中描绘的切割图而言也是如此，其在原则上与根据图1e的切割图可比较。因此将不提供公共特征的详细说明。

将看到的差别是在设置于支架10的上端区段3处的导管保持装置23的构造方面。与本发明支架10的第一实施例相反，在第二实施例中将本质上圆形的构造的头部用作导管保持装置23，在每种情况下，其提供有本质上椭圆形的眼孔24。由于头部的圆形构造，降低了产生伤害或损伤的风险。因此，头部的本质上圆形的构造是更加防止损伤的。

如已经指出的，根据本发明的某些实施例的支架10优选地显示出整体地从管的一部分且特别地从小金属管切割的结构。向每个定位弧15a、15b、15c分配紧固弧19a、19b、19c和保持弧16a、16b、16c，并且每个保持弧16a、16b、16c借助于辅助弧18a、18b、18c连接到相邻保持弧。在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有特定数目的紧固孔12的紧固部分11。

图1e和2e每个示出按照本发明的第一或第二实施例的支架10的平面展开图。这些平面展开图分别对应于能够在按照本发明的第一或第二实施例的支架10的制造中使用的切割图的二维投影图。这使得能够从管的一部分、特别是小金属管切割单块支架10。很明显，另一方面，本发明支架10省去了支架10的单独组件（定位弧、保持弧、辅助弧）之间的固定主体结合点或其它类似连接装置。另一方面，提供了支架10，其一方面以最小纵向延伸显示出由定位弧15a、15b、15c提供的定位的功能并且另一方面显示出由在保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造的紧固部分11提供的瓣膜假体100的所限定紧固的功能。

除其保持弧16a、16b、16c之外，支架10还包括使得能够将支架10牢固地锚定在心脏中的植入部分上的辅助弧18a、18b、18c。

根据本发明的第三实施例的支架10还具有从管的一部分、特别是从小金属管切割的单块结构。在图3中以二维投影图示出用来形成支架设计的切割图。

通过参考图3所示的二维切割图能够看到支架的第三实施例与第一或第二实施例之间的差别。同样如在第一或第二实施例中的情况下，支架10的第三实施例具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其担任将心瓣膜支架自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。

在制造期间通过定位弧15a、15b、15c的适当热处理来对由镍钛诺制成的支架10和定位弧15a、15b、15c进行编程，使得在支架的扩张状态下，即当在超过开关温度之后已采取永久形状时，定位弧不仅沿径向方向伸展开，如图1b、1d和2b、2d所示，而且同时以略微突起的方式沿支架10的方向弯曲。此措施使得定位弧15a、15b、15c的头部20可以以理想的方式位于与扩张支架10的纵轴线L平行处。结果，在心瓣膜支架10的植入期间，能够特别容易地将定位弧15a、15b、15c的头部20***原有心瓣膜H的囊袋T中（参见图18a）。特别地，这使在将定位弧15a、15b、15c***原有心瓣膜H的囊袋T中时对周围组织的损伤最小化。该形状还允许定位弧15a、15b、15c通过在每个弧的底部处夹紧原有小叶来在原有瓣膜小叶上施加附加夹紧力。

另外，定位弧15a、15b、15c凸曲率使得能够实现支架10在植入部位处的特别牢固的支撑，因为定位弧15a、15b、15c更好地适合于原有心瓣膜H的囊袋T及其周围环境的结构。

如在根据第一和第二实施例的支架10中（参见例如图1b、1c、1d和2b、2c、2d），第三实施例的支架10具有带眼孔24的导管保持装置23。如同前述实施例，可以将适当的导管***可释放地耦合至导管保持装置23以促进支架10的最小侵入性、经血管植入和移植。

如同第一或第二实施例的支架10，保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c用于支架10在植入部位处的牢固的径向固定并用于使经由紧固弧19a、19b、19c被紧固至支架的瓣膜假体伸展。不需要进一步的讨论来解释支架的本实施例的保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c还用于密封植入的瓣膜假体。同样地，保持弧16a、16b、16c和定位弧15a、15b、15c与回形针类似地夹紧原有心瓣膜H，并因此对支架10在心脏中的植入部位处的牢固锚定有所贡献。

根据第三实施例的支架与第一和第二实施例的不同之处在于每个保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''从紧固部分11延伸至心瓣膜支架的下端2并借助于连接部分30被连接在一起。连接部分30在与根据图1b、1c、1d和2b、2c、2d的实施例中的U形或V形连接部分30相比时具有不同的形状。特别地，连接部分20具有刚好在紧固弧的相对应连接部分30'之上的腰部（waist）。保持弧和紧固弧中的腰部在每个辅助弧18a、18b、18c的下端处容纳扩大头部31。

详细地看图3，连接保持弧16a、16b、16c的两个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的每个连接部分30具有几乎O形的构造。此形状提供用于将瓣膜假体100紧固到支架10的更多空间，并且还有效地阻碍了在瓣膜假体与支架支架的负荷传输期间可能在内置假体的植入状态下发生的负荷峰值的发生。

当支架在其扩张状态下位于植入部位处时，连接部分30的替换形状还增加保持弧16a、16b、16c的下端与管壁之间的有效接触面积。因此，能够在具有与之附着的瓣膜假体的支架与管壁之间获得改善的密封。此外，在支架的扩张状态下作用的径向力（其经由保持弧16a、16b、16c传送至管壁）分布在离散的接触区域上，从而抵制负荷峰值的发生。而且还降低了保持弧16a、16b、16c对管壁的损伤风险。

连接紧固弧19a、19b、19c的两个臂19a'、19a''、19b'、19b''、19c'、19c''的每个连接部分30'具有帮助瓣膜假体100至支架10的锚定的更加成角度的形状。

保持弧和紧固弧（16、19）的闭合端部的替换形状容纳缩短辅助弧18a、18b、18c的扩大头部31。扩大头部31使得能够使用辅助弧来支撑瓣膜材料100以及提供附加的径向力。头部31包括用于假体瓣膜100的附加附着的紧固孔12，其进一步使被附着于支架的假体瓣膜100稳定。附加紧固孔12还降低使瓣膜100在支架10内错过对准的可能性，并且一旦已植入了内置假体1，使瓣膜100的任何纵向移动最小化。另外，并且如已相对于保持弧16a、16b、16c所讨论的，扩大的接触面积提供有加宽的头部部分31，其在使对管壁的损伤风险最小化的同时改善支架10在植入部位处的锚定。

如从图3的切割图可以看到的，各保持弧16a、16b、16c的上臂部分被连接到相关联的紧固部分11的下部分14，而辅助弧18a、18b、18c的上臂部分被连接到相关联的紧固部分11的中心区域。这样，可以在保持弧16a、16b、16c的臂16a'、16a"、16b'、16b"、16c'、16c"之间和辅助弧18a、18b、18c的臂18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"与紧固部分11之间形成牢固的连接而不必扩大支架10的总尺寸。

第三实施例的支架与第一和第二实施例的支架之间的另一差别是包括凹口26。如图3所示，凹口26位于紧固部分11的下端处并形成在辅助弧18a、18b、18c和保持弧16a、16b、16c的臂中。为了保证支架的强度得以保持，凹口被成形在臂中而不是从臂中切割出来。凹口26充当用于缝合线或丝的附加引导和锚定点。

为了容纳凹口26，辅助弧18a、18b、18c沿着紧固部分11的长度的中间从紧固部分11延伸而不是从紧固部分11的下端延伸。这为每个辅助弧18a、18b、18c提供足够的柔性，否则较短的辅助弧将缺少该柔性。

图4示出根据本发明的第四实施例的支架10的平面展开图，图4所描绘的平面展开图对应于适合于制造根据本发明的第四实施例的支架10的切割图的二维投影图。

支架10的第四实施例类似于第三实施例。然而，第四实施例的支架包括为了紧固瓣膜假体而提供的附加紧固孔12a。具体地，附加紧固孔12a在第一连接腹板17的下端17p处。附加紧固孔12a被构造为紧固部分11与连接部分22之间的第一连接腹板17上的眼孔。当然可以设想不将附加紧固孔12a构造为眼孔，而是直接形成在第一连接腹板中。附加紧固孔12a使得能够另外将瓣膜假体的上区域固定到支架10。

附加紧固孔12a的尺寸可以适合于用来将瓣膜假体紧固到支架10的特定线或丝的粗细度。附加紧固孔12a的横截面形状还可以适合于用于紧固瓣膜假体的线或丝的横截面形状。由于用于将瓣膜假体固定于心瓣膜支架的许多附加紧固孔12a的存在，能够精确地限定瓣膜假体到心瓣膜支架的紧固位置。

作为紧固孔12a的替换，可以为支架10的相同区域提供一个或多个附加凹口。这些凹口执行与紧固孔12a相同的功能，并帮助假体瓣膜在支架100内的附加锚定。

在图5a-c中示出根据本发明的第五实施例的支架10，支架10处于其扩张状态。图5a和5b示出支架10的侧视图，图5c示出支架10的上端3的平面图。图5d示出根据本发明的第五实施例的支架的平面展开图，其对应于适合于制造根据本发明的第五实施例的支架的切割图的二维投影图，支架被从管特别是小金属管的一部分整体地切割。

根据第五实施例的支架10在结构和功能方面类似于第三实施例的支架。特别地，第五实施例的支架10同样地具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任将支架10自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。如在支架10的其它实施例中一样，定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c和三个紧固弧19a、19b、19c。

第五实施例的支架10与第三实施例的支架的不同之处在于除紧固部分11中的紧固孔12之外还提供了其它凹口26a。如在图5d中看到的，提供了一系列凹口26a，其充当用于瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物的附加锚定装置和用于缝合线或丝的引导件。这些附加凹口26a还使缝合线或丝的移动最小化，从而减少在植入内置假体1时通过在第一连接腹板17上摩擦产生的线或丝上的磨损。附加凹口26a还保证能够将瓣膜假体的上区域牢固地紧固到心瓣膜支架10，允许假体的最小移动，从而进一步使由在缝合线或丝上的摩擦引起的磨损的可能性最小化。

当然可以设想附加凹口26a适合于缝合线或丝的粗细度。特别地，附加凹口26a可以是辐射式的以使对缝合线或丝的损坏最小化。

支架10的第五实施例还包括从定位弧15a、15b、15c朝着支架10的上端3延伸的径向弧32a、32b、32c。如在图5a和5b中最清楚地所示，支架10具有三个径向弧32a、32b、32c，每个弧32a、32b、32c位于每个定位弧15a、15b、15c的两个臂15a、15a'、15b、15b'、15c、15c'之间。每个径向弧32a、32b、32c具有与每个定位弧15a、15b、15c大致颠倒的形状，并沿着与每个定位弧15a、15b、15c相反的方向延伸。

如特别地在图5d所示的切割图中可以看到的，径向弧32的每个臂32'、32''在支架10的长度的大约中点处并入相对的定位弧15a、15b、15c的臂15s'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c''。

每个径向弧32a、32b、32c的两个臂32'、32''在支架10的上端3处借助于辐射式连接部分或头部被连接在一起。此头部不仅是辐射式的，而且在尖端处加宽，使得头部在支架10处于其扩张和植入状态时抵靠着血管的内壁上尽可能大的接触面积。

每个径向弧32a、32b、32c的头部还充当可以用来在植入之前和期间将支架10保持在导管中和/或在植入之后取回支架的附加装置。

图5c示出从支架10的上端3看的透视平面图，并示出径向弧32a、32b、32c被编程，使得其在支架10处于其扩张状态时在支架10的圆周外面沿径向方向延伸。这样，可以由支架10的上端区域将增加的接触力施加于管壁。这进而允许在将支架10固定就位方面的安全性增加，从而降低支架迁移的可能性。因此，在其扩张状态下，除定位弧的夹紧效应之外，第五实施例的支架10经由由保持弧16a、16b、16c、辅助弧18a、18b、18c和径向弧32a、32b、32c（其全部从支架10的圆周沿径向方向向外突出）施加的径向力在植入时被固定就位。

从图5d所示的切割图可以看到径向弧32a、32b、32c未沿着支架10的纵向方向L突出超过导管保持装置23或具有紧固眼孔24的紧固装置所在的平面。这保证导管保持装置23能够在没有来自径向弧32a、32b、32c的头部的干扰的情况下与适当植入导管内的对应装置协作。替代地，如上文所解释的，可以将头部本身用作附加导管保持装置或用于实现支架10的说明的附加装置。

原则上，支架10可以具有不止三个径向弧32以便进一步增加径向接触力。还可以在全部或某些径向弧32a、32b、32c上提供倒钩元件例如以允许支架10在植入部位处的更好锚定。

在图6a-d和图6f-i中示出根据本发明的第六实施例的支架10。图6a-c示出处于其扩张状态的各种侧视图，而在图6d中示出根据第六实施例的支架的平面展开图，所述展开图对应于适合于制造根据第六实施例的支架的切割图的二维投影图。

图6e示出用于治疗狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的侧视图，其中，内置假体包括与本发明的第六实施例类似的用于保持瓣膜假体的心瓣膜支架。详细地，图6e示出被附着于支架10的瓣膜假体100，作为关于如何将瓣膜假体100固定于支架10的示例。本示例可适用于本文所述的支架实施例。

图6f示出用于治疗狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的侧视图，其中，内置假体包括根据本发明的第六实施例的用于保持瓣膜假体的心瓣膜支架。

图6g和6h示出图6f所示的内置假体的各种透视详图。图6i示出图6f所示的内置假体的下端的平面图。

如在前述实施例中一样，再次将第六实施例的支架10构造为从管的一部分、特别是从小金属管切割的单块结构，切割图在图6d中被示为二维投影图。

支架10的第六实施例原则上在结构和功能方面相对于第五实施例是类似的。为了避免重复，因此对第五实施例的以上说明进行参考。特别地，同样地提供本质上U形或V形的径向弧32a、32b、32c以增加支架10的上区域中的径向作用的接触力。

第六实施例与第五实施例的不同之处在于提供了具有附加紧固部分11a的固定桥27以便进行瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物的附加紧固。当由一片生物材料（诸如心包）构造的瓣膜被用作瓣膜假体、即由几块材料组成的瓣膜假体时，所存在的具有附加紧固部分11a的固定桥27是特别的优点。当使用心包瓣膜时，必须注意保证心包材料能够被牢固地附着于支架10。因此，根据第六实施例的支架10具有总共三个固定桥27，每个包括附加紧固部分11a。每个固定桥27被附着于第一连接腹板17中的一个并沿着支架10的下端2的方向延伸。

在固定桥27上提供的附加紧固部分11a具有更多紧固孔12b和/或其它紧固装置（例如凹口26b）以锚定线或细丝，其用来将心包材料或瓣膜假体紧固于支架10，允许瓣膜假体的最小（优选地没有）移动。当然可以设想提供紧固孔或紧固眼孔，其直径适合于用于紧固瓣膜假体的线或丝的粗细度。通常，紧固孔12b或凹口26b应是辐射式的以尽可能地使由摩擦引起的线或丝的磨损最小化。

对图6e和6f进行参考，其示出用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体1的侧视图。在图6f所描绘的实施例中，支架10对应于用于保持瓣膜假体100的按照本发明的第六实施例的支架。如何将瓣膜假体100固定到关于第六实施例的支架10的描述还可适用于根据本文所述的其它实施例的支架10。

瓣膜假体100包括由生物或合成材料制成的至少一个小叶102（参见图6i）。特别地，图6e示出内置假体1的侧视图，由此在部分扩张状态下示出心脏支架10。图6f示出内置假体1的侧视图，由此在完全扩张状态下示出心脏支架10。图6g-i示出在图6f中描绘的内置假体1的各种透视详图。详细地，图6g是保持弧16a的头部30的透视详图，并且图6h是附加紧固部分11a的透视详图。图6i是图6f所示的内置假体1的下端2的平面图。

为了保证即使在其中部署有支架10的血管和心脏的蠕动期间，也能够发生被附着于支架10的瓣膜假体100相对于支架10的最小纵向位移，根据本发明的第六实施例的支架10包括沿支架10的纵向方向L延伸的多个紧固部分11。另外，根据第六实施例的支架100提供有附加紧固部分11a，其中的每一个被附着于第一连接腹板17中的一个，并沿着支架10的下端2的方向延伸。借助于紧固部分11和附加紧固部分11a两者，瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物被附着于支架10。

详细地，瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物借助于线101或细丝被紧固于支架10，线101或细丝分别被引导通过紧固部分11和附加紧固部分11a的每个各自的紧固孔12、12b。这允许在相对于支架10的精确预定位置处将瓣膜假体100固定到支架10。通过提供多个紧固孔12以将瓣膜假体100锚定至支架10，实现了瓣膜假体100在支架10上的精确定位。

现在对图6c进行参考，其示出具有支架10的内置假体1，支架10是根据本发明的第六实施例的支架的变体。图6e所示的支架10尚未完全扩张。在图6f中示出具有根据本发明的第六实施例的完全扩张支架10的内置假体1。

根据本发明的支架10，如下面将参考图18a-c的图示详细地描述的，在皱缩状态下经由最小侵入性方式经由***导管***从心尖（即经心尖）或通过股动脉和主动脉弓（即经股）前进至心脏中的植入部位。在***程序期间，具有被与之附着的瓣膜假体100的支架10在皱缩状态下被容纳在导管***的尖端K中（比较图18a）。在到达心脏处的植入部位时，随后通过导管***的输送部分的近侧K的各部分的选择性操纵来释放具有被与之附着的瓣膜假体100的支架10。

重要的是注意图18a-c所示的***程序是用来将内置假体1通过股动脉和主动脉弓（即经股）***心脏处的植入部位的***程序。然而，本发明不限于参考图18a-c所述的特定输送进入。相反，为了植入内置假体1，可以使用各种方法，例如，用来使内置假体从心尖到达心脏处的植入部位的用于治疗主动脉瓣膜的经心尖方法（即经心尖方法）。

详细地，在第一释放步骤期间，操纵***导管***的输送部分的近侧K，使得支架10的定位弧15a-c被释放，而支架10的其余部分、特别是保持弧16a-c、辅助弧18a-c和径向弧32a-c仍处于其皱缩状态（比较图18a）。在第一释放步骤期间释放的定位弧15a-c径向地向外扩张和伸展。然后可以通过适当地移动导管***的输送部分的近侧K将扩张的定位弧15a-c***病人的原有心瓣膜的囊袋T中（比较图18a）。

在随后的第二释放步骤中，操纵***导管***的输送部分的近侧K，使得形成支架10的下端2的弧（辅助弧18a-c和保持弧16a-c）被释放，然而同时支架10的上端3仍被牢固地附着于导管***的输送部分的近侧K且未被释放（比较图18b）。

可以以凸起且成弓形的方式使设置在支架10上的定位弧15a-c以及保持弧16a-c沿向下方向弯曲，即朝着支架10的下端2，由此，此类圆形形状可以减少对动脉的损伤以及有助于在自扩张期间的展开。此类设计可以使得能够在没有相应地伤害相邻组织或血管的情况下实现定位弧15a-c到原有心瓣膜的囊袋中的更容易***。

在图6e中，在第二释放步骤之后的状态下示出内置假体1，显示出依照本发明的一个实施例的支架10，具有被附着于支架10的瓣膜假体100，在所述状态下，只有具有导管保持装置23的上端3被牢固地连接到***导管***的尖端K，而支架10的其余部分已被释放且径向地扩张。从图6e的图示可以看到由于保持弧16a-c和辅助弧18a-c的自扩张，与之附着的瓣膜假体100已经扩张（至少部分地扩张）。

如图6e所示，支架10的上端区段3仍容纳在导管***的输送部分内的类似套筒部分P中（图6e中未明确示出）。情况一直如此直至瓣膜假体100的展开和定位已经进行到能够检查其功能的程度为止。

如果功能测试显示瓣膜假体100令人满意地工作，则可以向远侧拉回类似套筒的部分P，使得具有导管保持装置23的支架10的上端区段3被完全释放（比较图18c）。

从图6e的图示可以进一步看到如何能够借助于线101将瓣膜假体100附着于支架10。在所描绘的实施例中使用心包瓣膜假体100，其被缝合至在两个相邻保持弧16a、16b之间延伸的固定桥27的紧固孔12b。参见图6c和图6f。瓣膜假体100可以实际上是管状的，具有基本上圆形横截面。在支架10的下端2处，瓣膜假体100显示出凸圈（bead）105。该凸圈105在内置假体1的平面图中是环形的，并且是通过从内向外转动瓣膜假体100的下端（通过将其翻转到自身上）而形成的。如图6e所示，由线101对环形凸圈105进行包缝。环形凸圈105可以具有不同的构造。

瓣膜假体100的下端处的环形凸圈105可以在内置假体1的植入状态下提供瓣膜假体100的周界区域到血管的牢固锚定（即使在有蠕动的情况下），并因此可以提供相对于血管壁的牢固密封。

瓣膜假体100的下端处的环形凸圈105还可以在支架10的下端区段2处提供良好的接触和更均匀的结构以更均匀地分布将内置假体1在其植入状态下锚定所需的径向力。在这方面，能够实现内置假体1的植入之后的密封和防止漏泄。随着时间的推移，组织生长将使内置假体1固定以防止在内置假体1的植入状态下相对于血管的任何移动或漏泄。当在原有血管中植入内置假体1时，环形凸圈105的周边区域与血管壁之间的任何漏泄都被内置假体1与患病的原有瓣膜环状物之间的良好接触和径向压力密封。因此，凸圈状区域105提供牢固的密封，尤其在心脏周期的填充阶段（心脏舒张）期间也是如此。

图6i类似地示出例如在图6f中描绘的内置假体1的下端2的平面图，即从图6f所述的内置假体的流入侧看的视图，由此，在其完全扩张状态下示出用于内置假体1的支架10。

如图6i所示，瓣膜假体100的小叶102处于半闭合位置，如在心脏的开始时的情况一样。

如图6f和6g详细地所示，具有附加紧固部分11a的固定桥27还具有凹口26b以锚定线或细丝，其用来将瓣膜假体100的心包材料或（一个或多个）组织组成物紧固于支架10，允许瓣膜假体的最小（优选地没有）移动。此外，使用辅助弧18a-c作为用于将瓣膜假体100锚定于支架10的紧固装置。

从图6f和6g可以注意到瓣膜假体100的下部被从内向外转动，从而形成周向襟翼，紧固弧19a-c的各自头部30'和辅助弧18a-c的各自头部31接合在其中。瓣膜假体100因此被以最小的间隙紧固于支架10，使得当植入内置假体1时，能够有效地防止由于心脏蠕动而引起的支架10与瓣膜假体100之间的相对移动。

下面将参考图7a-c来描述本发明支架10的第七实施例。这里，图7b和7c每个示出根据第七实施例的完全扩张支架10的侧视图。

除下端区段之外，根据第七实施例的支架10本质上对应于上文参考图6a-d和图6f-i所述的本发明的第六实施例的支架。

因此，根据第七实施例的支架10也具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任将支架10自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。如在支架10的其它实施例中一样，定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c。然而，与第六实施例的支架设计相反，在根据第七实施例的支架设计中，每个保持弧16a、16b、16c的两个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''未经由具有几乎O形构造的连接部分被相互连接。相反，在第七实施例中，保持弧16a、16b、16c的每个臂的下端区段并入下面将更详细地描述的环形围圈（collar）40中。

如在本发明的第六实施例中一样，根据第七实施例的支架设计还提供有固定桥27，其具有用于瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物或瓣膜假体的各部分的附加紧固的附加紧固部分11a。每个固定桥27被附着于第一连接腹板17中的一个并沿着支架10的下端2的方向延伸。在固定桥27上提供的附加紧固部分还具有更多的紧固孔12b和凹口26b以锚定线或细丝，其用来将瓣膜假体100的心包材料或（一个或多个）组织组成物紧固于支架10，允许瓣膜假体的最小（优选地没有）移动。当然可以设想提供紧固孔或紧固眼孔，其直径适合于用于紧固瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物的线或丝的粗细度。

支架10的第七实施例还包括从定位弧15a、15b、15c朝着支架10的上端3延伸的径向弧32a、32b、32c。如在图7b和7c中最清楚地所示，支架10具有三个径向弧32a、32b、32c，每个弧32a、32b、32c位于每个定位弧15a、15b、15c的两个臂15a、15a'、15b、15b'、15c、15c'之间。每个径向弧32a、32b、32c具有与每个定位弧15a、15b、15c大致颠倒的形状，并沿着与每个定位弧15a、15b、15c相反的方向延伸。

由于在内置假体1的植入状态下，显著的力在心脏周期（心脏舒张）的填充阶段期间作用在瓣膜假体100上，其被传送到附着有瓣膜假体100的支架，所以具有被与之附着的瓣膜假体100的支架10在植入部位处的牢固锚定可以具有明显的重要性。下面描述的支架10的第七至第十一实施例包括能够另外向保持弧、辅助弧和径向弧的上述实施例提供的其它措施，其可以分别将支架10、内置假体1更牢固地锚定在植入部位处并可以防止内置假体1的位置移位。

详细地，依照第七实施例提供了形成支架10的下端2的至少一个环形围圈40作为用于在图7b-c中描绘的支架10的附加锚定措施。

图7a示出根据本发明的第七实施例的另一心瓣膜支架的平面展开图。图7a中描绘的展开图对应于切割图的二维投影图，其可以在产生根据第七实施例的心瓣膜支架时使用以便使得能够直接从管的一部分、特别是小金属管整体地切割根据第七实施例的心瓣膜支架。

除环形围圈40到支架主体的连接之外，图7a中所描绘的支架设计对应于图7b-c所示的支架10的设计。详细地，根据在图7的展开图中描绘的支架设计，在第七实施例的修改中，支架提供有紧固弧19a、19b、19c和保持弧16a、16b、16c。如根据图7a的平面展开图所示，向每个定位弧15a、15b、15c分配紧固弧19a、19b、19c和保持弧16a、16b、16c，并且每个保持弧16a、16b、16c借助于辅助弧18a、18b、18c连接到相邻保持弧。在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有特定数目的紧固孔12的紧固部分。

然而，与例如第六实施例的支架设计相反，在图7a中所描绘的支架设计中，每个保持弧16a、16b、16c的两个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''和每个紧固弧19a、19b、19c的两个臂19a'、19a''、19b'、19b''、19c'、19c''都未经由具有几乎O形构造的连接部分分别相互连接。相反，在图7a中描绘的支架设计中，一方面的保持弧16a、16b、16c的每个臂的下端区段和另一方面的紧固弧19a、19b、19c的每个臂的下端区段分别并入与图7b-c所描绘的支架设计的环形围圈相比具有相同构造的环形围圈40中。

与图7a中描绘的支架设计相反，图7b-c所示的支架10提供有环形围圈40，其仅仅被连接到保持弧16a-c的各自保持臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的下端区段中的每一个或一部分，因为图7b-c所示的支架10未如图7a所描绘的支架设计一样提供有紧固弧。然而，另一方面，图7a所描绘的支架设计提供有环形围圈40，其被连接到保持弧16a-c的各自保持臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的下端区段中的每一个或一部分并被连接到紧固弧19a、19b、19c的各自臂19a'、19a''、19b'、19b''、19c'、19c''的下端区段中的每一个或一部分。

然而，通常，第七实施例的支架10环形围圈40，其中还可以将环形围圈40连接到辅助弧18a、18b、18c的各自臂18a'、18a''、18b'、18b''、18c'、18c''的下端区段中的每一个或一部分，如特别地从按照图7a的平面展开图或按照图7b的侧视图或按照图7c的透视图可以看到的。

环形围圈40显示出多个支撑腹板41，其在所述支架10的未扩张状态下与支架10的纵轴线平行地行进，并且被横向腹板42互连（比较图7a）。在支架10的扩张状态下，支撑腹板41和横向腹板42形成长菱形或蛇形的环形围圈40，其分别在内置假体1、支架10的植入状态下抵靠血管壁。图7b和7c示出处于扩张状态下的环形围圈40。

环形围圈40充当支撑体，由于自扩张而逐渐产生的径向力通过该支撑体被传送到血管壁。由于支架10的相对大的接触区域与血管壁相互作用，并且由于环形围圈40的长菱形或蛇形结构，可以降低对动脉或组织的损伤的风险，尽管有增加的径向力。

因此，通过提供环形围圈40，不仅在支架10的自扩张之后能够增加其刚性，而且能够改善或加强植入状态下的支架10的锚定。另外，环形围圈40的环形横截面形状增加血管壁与内置假体1之间的密封。

此类环形围圈40被有利地构造为可自扩张的支撑结构，其由于其径向向外作用的接触压力及其设计而有利地实现了支架10在植入部位处的甚至进一步改善的锚定，使得能够进一步防止具有瓣膜假体100的支架10的移位。

在图8a-c中示出本发明支架10的第八实施例。详细地，图8b和图8c每个在侧视图中示出第八实施例的支架10，由此，支架10是完全扩张的。图8a示出根据本发明的第八实施例的心瓣膜支架的平面展开图，图8a中描绘的所述展开图对应于可应用于制造根据第八实施例的心瓣膜支架以从管的一部分、特别是小金属管切割心瓣膜支架的切割图的二维投影图。

除上端区段之外，根据第八实施例的支架10本质上对应于上文参考图5a-d所述的根据本发明的第五实施例的支架。

因此，第八实施例的支架10同样地具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任将支架10自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。如在支架10的其它实施例中一样，定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c和三个紧固弧19a、19b、19c。

此外，在第八实施例支架10中，除紧固部分11中的紧固孔12之外还提供了其它凹口26a，其充当用于瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物的附加锚定装置和用于缝合线或丝的引导件。这些附加凹口26a还使缝合线或丝的移动最小化，从而减少在植入内置假体1时通过在第一连接腹板17上摩擦产生的线或丝上的磨损。附加凹口26a还保证能够将瓣膜假体的上区域牢固地紧固到心瓣膜支架10，允许假体的最小移动，从而进一步使由在缝合线或丝上的摩擦引起的磨损的可能性最小化。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c和三个紧固弧19a、19b、19c。

然而，与第七实施例（比较图7a-c）相反，支架10的下端2在第八实施例中保持未改变，同时在支架10的上端3处形成上环形围圈40'。如图8b和8c所示，环形围圈40'由支撑腹板41和横向腹板42构成，并在扩张状态下形成菱形支撑结构。

从根据图8a的切割图的图示将看到的是在第八实施例中采用的上环形围圈40'被连接到径向弧32a、32b、32c的上头部。另一方面，上环形围圈40'被连接到第二连接腹板25，使得其被设置在与导管保持装置23在扩张状态下所在的平面相距一定距离处（比较图8b、8c）。具体地，第八实施例中的环形围圈40'位于导管保持装置23所在的平面与相邻定位弧15a-c的两个臂的连接部分22所在的平面之间。为此，相比第五实施例中的连接腹板，连接腹板25被构造为更长一些。

由于在第八实施例中采用的上环形围圈40'在功能方面与在第七实施例中采用的下环形围圈40类似。特别地，上环形围圈40'提供良好的锚定以防止内置假体在其扩张状态下的迁移并提供这些径向力的均匀分布。

下面将在描述根据本发明的支架10的第九实施例时参考图9a和9b。图9b从而示出处于扩张状态的根据第九实施例的支架10的透视图。图9a示出根据本发明的第九实施例的心瓣膜支架的平面展开图。图9a中所描绘的展开图对应于可应用于制造根据第九实施例的心瓣膜支架以便从管的一部分、特别是小金属管整体地切割心瓣膜支架的切割图的二维投影图。

由于上环形围圈40'类似地在支架10的上端3处形成，所以依照第九实施例的支架10类似于根据图8a-c的前述支架（第八实施例）。与第八实施例相反，第九实施例中的上环形围圈40'被构造为沿支架10的纵向方向较长。具体地，图9b和图8b的比较显示在第九实施例中，采用相互叠加地放置的两个菱形环形主体作为环形围圈40'。这可以增加支架10从其上端3时施加的径向接触力。在根据图9a-b的实施例中再次采用相应地拉长的连接腹板25。

图10示出依照本发明的第十实施例的心瓣膜支架10的平面展开图，所述展开图也是切割图的二维投影图，其能够用来从管的一部分、特别是小金属管切割出作为一块整体的依照第十实施例的心瓣膜支架10。

还如上文参考图8a-b所述的第八实施例和上文参考图9a-b所述的第九实施例的情况一样，本发明支架10的第十实施例本质上对应于参考图5a-d所述的实施例。

然而，例如与第八实施例（比较图8a-c）相反，支架10的上端3在第十实施例中保持未改变，同时在支架10的下端2处形成下环形围圈40。如图10所示，环形（下）围圈40也由支撑腹板41和横向腹板42构成，并在扩张状态下形成菱形支撑结构。

从根据图10的切割图的图示将看到的是在第十实施例中采用的下环形围圈40被连接到保持弧16a、16b、16c的、紧固弧19a、19b、19c的以及辅助弧18a、18b、18c的下头部。另一方面，下环形围圈40被连接到保持弧16a、16b、16c、紧固弧19a、19b、19c的以及辅助弧18a、18b、18c的，使得其被设置在与导管保持装置23在扩张状态下所在的平面相距一定距离处。

由于在第十实施例中采用的上环形围圈40在功能方面与在第七实施例中利用的下环形围圈40类似，所以出于说明的目的未进一步描述。

图11示出依照本发明的第十一实施例的心瓣膜支架10的平面展开图。

除上端区段和下端区段之外，根据第十一实施例的支架10类似于上文参考图5a-d所述的根据本发明的第五实施例的支架。

因此，根据第十一实施例的支架10也具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任将支架10自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。如在支架10的其它实施例中一样，定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c和三个紧固弧19a、19b、19c。

支架10的第十一实施例还包括从定位弧15a、15b、15c朝着支架10的上端3延伸的径向弧32a、32b、32c。如图11所示，支架10具有三个径向弧32a、32b、32c，每个弧32a、32b、32c位于每个定位弧15a、15b、15c的两个臂15a、15a'、15b、15b'、15c、15c'之间。每个径向弧32a、32b、32c具有与每个定位弧15a、15b、15c大致颠倒的形状，并沿着与每个定位弧15a、15b、15c相反的方向延伸。

支架的第十一实施例（比较图11）与上文参考图5a-d所述的本发明的第五实施例的不同之处在于依照第十一实施例提供了形成支架10的下和上端2、2'的两个环形围圈40、40'作为用于支架10的附加锚定装置。如在上文参考图7a-c所述的第七实施例中，下环形围圈40被连接到保持弧16a-c的各自保持臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的下端区段和紧固弧19a-c的各自臂19a'、19a''、19b'、19b''、19c'、19c''的下端区段。另一方面，在第十一实施例中采用的上环形围圈40'被连接到径向弧32a、32b、32c的上头部。详细地，第十一实施例中的环形围圈40'位于导管保持装置23所在的平面与相邻定位弧15a-c的两个臂的连接部分22所在的平面之间。

如已关于本发明的第七至第十实施例所述，上和下环形围圈40、40'显示出多个支撑腹板41，其在所述支架10的未扩张状态下与支架10的纵轴线平行地行进，并且被横向腹板42互连（比较图11）。再次地，在支架10的扩张状态下，支撑腹板41和横向腹板42形成长菱形或蛇形的环形围圈40、40'，其分别在内置假体1、支架10的植入状态下抵靠血管壁。

图11与根据图8a和9a的切割图的比较显示依照本发明的第十一实施例的支架10基本上从根据第八实施例（比较图8a-c）的支架10产生，由此，出于改善锚定的目的，在支架10的下端2处形成附加（下）环形围圈40。此附加下环形围圈基本上对应于在第七实施例（比较图7a-c）中采用的下环形围圈。为了避免重复，对相对于第七和第八实施例的前述评论进行参考。

自然地，原则上还可以在瓣膜假体所在的平面中布置环形围圈40或40'。此外，并不是必须将环形围圈40分别连接到保持弧16a-c或辅助紧固弧19a-c的所有端部区段。也不一定必须将上环形围圈40'连接到径向弧32的所有端部区段。

图12示出依照本发明的第十二实施例的心瓣膜支架的平面展开图。图12所描绘的展开图还可以用作用于制造根据第十二实施例的支架的切割图。在图中未示出根据第十二实施例的支架的侧视图或透视图。

与先前被用于类似元件的图1至11中的附图标记相比，大体上与前述元件类似的图12中的元件具有相同的附图标记。

原则上，根据第十二实施例的支架与已参考图5a-d所述的第五实施例的支架类似。为了避免重复，因此对第五实施例的以上说明进行参考。

简而言之，第十二实施例的支架类似地具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任将支架自动定位在肺动脉瓣膜或主动脉瓣膜的平面中的功能。如在支架的其它实施例中一样，定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

而且，第十二实施例的支架提供有总共三个保持弧16a、16b、16c。然而，根据图12所描绘的切割图，在根据第十二实施例的支架设计中，可以省略紧固弧。当然，可以为第十二实施例的支架结构提供例如联系第五实施例的支架所述的紧固弧。

另外，类似地提供本质上U形或V形的径向弧32a、32b、32c以增加支架的上区域3中的径向作用的接触力。根据第十一实施例的支架的径向弧32a、32b、32c从定位弧15a、15b、15c朝着支架的上端3延伸。根据图12所描绘的切割图，第十二实施例的支架具有三个径向弧32a、32b、32c，每个弧32a、32b、32c位于每个定位弧15a、15b、15c的两个臂15a、15a'、15b、15b'、15c、15c'之间。每个径向弧32a、32b、32c具有与每个定位弧15a、15b、15c大致颠倒的形状，并沿着与每个定位弧15a、15b、15c相反的方向延伸。径向弧32的每个臂32'、32''在支架的长度的大约中点处并入相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"中。

每个径向弧32a、32b、32c的两个臂32'、32''在支架的上端3处借助于辐射式连接部分或头部被连接在一起。此头部不仅是辐射式的，而且在尖端处加宽，使得该头部在第十二实施例的支架处于其扩张和植入状态时抵靠着血管的内壁上尽可能大的接触面积。

每个径向弧32a、32b、32c的头部还充当可以用来在植入之前和期间将第十二实施例的支架保持在导管中和/或在植入之后取回支架的附加装置。

除保持弧16a、16b、16c之外，第十二实施例的支架还包括辅助弧18a、18b、18c，其类似地在支架的植入状态下向血管的壁施加径向作用的接触力，从而进一步改善支架在植入部位处的锚定。

概括地说，一方面提供保持弧16a、16b、16c且另一方面提供辅助弧18a、18b、18c导致这些弧的各自下端部分在血管壁上施加径向力。这提供被附着于支架的瓣膜假体相对于血管壁的牢固密封以及支架在心脏中的植入部位处的牢固锚定。

如从根据图12的切割图可以看到的，第十二实施例的支架包括朝着该支架10的下端2闭合的总共三个本质上U形或V形辅助弧18a、18b、18c。每个辅助弧18a、18b、18c将第一保持弧16a、16b、16c以及与第一保持弧相邻的第二保持弧相连。

虽然在根据图12的切割图中未明确地示出，但优选地将径向弧32a、32b、32c编程，使得其在第十二实施例的支架处于其扩张状态时在支架的圆周外面沿径向方向延伸。这样，可以在第十二实施例的支架处于其扩张和植入状态时由支架的上端区域向管壁施加增加的接触力。这进而可以提供在将支架固定就位方面的增加的安全性，从而降低支架迁移的可能性。因此，在其扩张和植入状态下，除定位弧的夹紧效应之外，第十二实施例的支架经由由保持弧16a、16b、16c、辅助弧18a、18b、18c和径向弧32a、32b、32c（其全部从支架10的圆周沿径向方向向外突出）施加的径向力在植入时被固定就位。

从图12所示的切割图可以看到径向弧32a、32b、32c未沿着支架的纵向方向L突出超过导管保持装置23或具有紧固眼孔24的紧固装置所在的平面。这保证导管保持装置23能够在没有来自径向弧32a、32b、32c的头部的干扰的情况下与适当植入导管内的对应装置协作。替代地，如上文所解释的，头部本身能够用作附加导管保持装置或用于实现第十二实施例的支架的说明的附加装置。

如在第五实施例中一样，根据第十二实施例的支架可以具有不止三个径向弧32以便进一步增加径向接触力。还可以在全部或某些径向弧32a、32b、32c上提供倒钩元件例如以允许将支架锚定在植入部位处。

如已经指出的，根据第十二实施例的支架显示出从管的一部分且特别是从小金属管整体地切割的结构。如在本发明的其它实施例中一样，在根据第十二实施例的支架中，保持弧16a、16b、16c被分配给每个定位弧15a、15b、15c，并且每个保持弧16a、16b、16c借助于辅助弧18a、18b、18c连接到相邻保持弧。并且，在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有特定数目的紧固孔12的至少一个紧固部分11。

特别地，第十二实施例的支架与第五实施例的支架的不同之处在于根据第十二实施例的支架未提供例如在图5a-d中用附图标记“26a”表示的附加凹口。相反，作为附加凹口的替代，根据第十二实施例的支架包括用于瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物或瓣膜假体的各部分的附加紧固的第一和第二附加紧固部分11a、11b。

详细地，提供了第一附加紧固部分11a以用于瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物或瓣膜假体的各部分的附加紧固。这些附加紧固部分11a提供有辅助紧固孔12b和/或其它紧固装置（例如凹口）以锚定线或细丝，其用来将瓣膜假体的心包材料或（一个或多个）组织组成物紧固于支架，允许瓣膜假体的最小（优选地没有）移动。第一附加紧固部分11a布置在两个相邻保持弧16a-c的第一和第二臂16a''、16b'；16b''、16c'；16c''、16a'之间并从第一连接腹板17的各自下端17d沿支架的下端3的方向延伸，第一连接腹板17具备上面已经提到的第二附加紧固部分11b。

除第一附加紧固部分11a之外，根据第十二实施例的支架还包括第二附加紧固部分11b。详细地，根据第十二实施例的支架的每个第一连接腹板17提供有至少一个第二附加紧固部分11b，所述至少一个第二附加紧固部分11b是包括附加辅助紧固孔12c和/或其它紧固装置的部分。所述至少一个第二附加紧固部分11b本质上沿着根据第十二实施例的支架的纵向方向L延伸。

图12所描绘的切割图与例如在图5d中描绘的切割图的比较显示根据第十二实施例的支架的第一连接腹板17中的每一个提供有一个第二附加紧固部分11b。在这方面，根据第十二实施例的支架提供有第二附加紧固部分11b，其上端部分向在两个相邻定位弧15a、15b、15c的两个臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c''之间的连接部分22中开放。

另一方面，在根据第十二实施例的支架设计中，具有第二附加紧固部分11b的第一连接腹板17每个显示出一结构，该结构在第一连接腹板17的各下端部分处分叉以给两个相邻保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''让路。

详细地，具有第二附加紧固部分11b的第一连接腹板17经由其上端17d与连接部分22相连，并且另一方面经由其下端17p与第一附加紧固部分11a的上端以及与保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的上端相连。

附加辅助紧固孔12c和/或第二附加紧固部分11b的其它紧固装置用于锚定线或细丝，其用来将瓣膜假体100的心包材料或（一个或多个）组织组成物紧固于支架10，允许瓣膜假体的最小（优选地没有）移动。

关于根据第十二实施例的支架的第一和第二附加紧固部分11a、11b，当然可以设想提供紧固孔12b、12c或紧固眼孔，其直径适合于被用于紧固瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物的线或丝的粗细度。优选地，紧固孔12b、12c或紧固眼孔应是辐射式的以尽可能地使由摩擦引起的线或丝的磨损最小化。

具有辅助和附加辅助紧固孔12b、12c的第一和第二附加紧固部分11a、11b的存在在使用由翼片生物材料（诸如心包）构成的瓣膜作为内置假体（包括由多片材料组成的瓣膜假体）时是特别的优点。

当使用心包瓣膜时，必须注意保证心包材料能够被牢固地附着于支架。为此，根据第十二实施例的支架具有总共三个第一附加紧固部分11a以及总共三个第二附加紧固部分11b，三个第一附加紧固部分11a的每个包括附属紧固孔12b，三个第二附加紧固部分11b的每个包括附加附属紧固孔12c。

除上述差别之外，第十二实施例的支架与第五实施例的支架的特别不同之处在于根据第十二实施例的支架提供有至少一个所谓的“小叶保护弧”。

详细地，根据图12中所描绘的切割图，第十二实施例的支架提供有总共三个小叶保护弧50a、50b、50c，每个包括两个小叶保护臂。从图12所示的切割图可以看到在根据第十二实施例的支架的结构中，在每个定位弧15a、15b、15c之间提供小叶保护弧50a、50b、50c。因此，在根据第十二实施例的支架中，将小叶保护弧50a、50b、50c分配给每个定位弧15a、15b、15c。

每个小叶保护弧50a、50b、50c具有向支架的下端2闭合的基本上U形或V形结构。特别地，每个小叶保护弧50a、50b、50c具有与定位弧15a、15b、15c的形状大致类似的形状，在定位弧15a、15b、15c之间布置有对应的小叶保护弧50a、50b、50c。此外，每个小叶保护弧50a、50b、50c沿着与定位弧15a、15b、15c相同的方向延伸。

在第十二实施例的支架设计中，小叶保护弧50a、50b、50c的每个臂在径向弧32a、32b、32c的臂的长度的大约中点处并入相对的径向弧32a、32b、32c的臂中。从图12所示的切割图可以看到根据第十二实施例的支架设计，小叶保护弧50a、50b、50c未沿着支架的纵向方向L突出大约超过在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造的至少一个紧固部分11的下端部分所在的平面。小叶保护弧50a、50b、50c可以延伸低于紧固部分11的下端，只要定位弧15a、15b、15c可以在支架10的扩张期间展开且小叶保护弧50a、50b、50c在部署期间不进行干扰即可。

在这方面，在***程序期间，能够在到达心脏处的植入部位随后释放具有被与之附着的瓣膜假体的支架，其中，在第一释放步骤期间，操纵***导管***的输送部分的近侧K，使得支架的定位弧15a-c被释放，同时支架的其余部分、特别是小叶保护弧50a、50b、50c、保持弧16a-c、辅助弧18a-c和径向弧32a-c仍处于其皱缩状态（比较图18a）。在第一释放步骤期间释放的定位弧15a-c径向地向外扩张和伸展。然后可以通过适当地移动导管***（比较图18a）的输送部分的近侧K将扩张的定位弧15a-c***病人的原有心瓣膜的囊袋T中。

在随后的第二释放步骤中，操纵***导管***的输送部分的近侧K，使得小叶保护弧50a、50b、50c被释放，同时支架的其余部分、特别是保持弧16a-c、辅助弧18a-c和径向弧32a-c仍处于其皱缩状态。在第二释放步骤期间被释放的小叶保护弧50a、50b、50c径向地向外扩张并伸展。扩张的小叶保护弧50a、50b、50c将患病的小叶、即原有（患病）心瓣膜的小叶推至相邻组织或血管。

在随后的第三释放步骤中，操纵***导管***的输送部分的近端侧K，使得形成支架10的下端2的弧（辅助弧18a-c和保持弧16a-c）被释放，然而同时支架10的上端3通过使用类似套筒的部分仍被牢固地附着于输送部分的近端侧K且未被释放（比较图18b）。并且，径向弧32a-c仍处于其压缩状态。

如果功能测试显示被附着于支架的瓣膜假体100令人满意地工作，则可将导管***的近侧K处的类似套筒的部分进一步沿着到支架10的下端区段的方向向远侧推动以便释放径向弧32a、32b和32c。

然后，具有导管保持装置23的支架10的上端区段3被完全释放，如图18c所示。这可以通过进一步沿着到支架10的下端区段3的方向在导管***的输送部分处向远侧推动类似套筒的部分来实现。

设置在支架上的定位弧15a-c以及保持弧16a-c可以沿着到支架的下端区段的方向（即朝着支架的下端2）以凸起且成弓形的方式弯曲，由此，此类圆形形状可以减少对动脉的损伤以及有助于自扩张期间的展开。此类设计可以使得能够在没有相应地伤害相邻组织或血管的情况下实现定位弧15a-c到原有心瓣膜的囊袋中的更容易***。

虽然在根据图12的切割图中未明确地示出，但优选地将小叶保护弧50a、50b、50c编程，使得其在第十二实施例的支架处于其扩张状态时在支架的圆周外面沿径向方向延伸。这样，可以在第十二实施例的支架处于其扩张和植入状态时向原有（患病）心瓣膜的小叶施加增加的接触力。这进而允许在将支架固定就位方面的安全性增加。

当定位弧15a、15b、15c被放置在原有小叶外面时，当支架处于其扩张和植入状态时，小叶保护弧50a、50b、50c主动地避免患病的小叶、即原有心瓣膜的小叶撞击被附着于支架的瓣膜假体的小叶组织。另外，小叶保护弧50a、50b、50c还可以提供附加锚定和固定来抵抗迁移。此特征与从未提供有定位弧以将患病的小叶推开的现有技术支架设计已知的罩（cage）相比是独特的。

除上述特征之外，根据第十二实施例的支架设计与例如第五实施例的支架设计的另一不同之处在于根据第十二实施例的支架提供有附加弧。在支架的扩张状态下，这些附加弧中的每一个（在下文中为“额外弧”）具有向支架的下端2闭合的基本上U形或V形的结构。特别地，每个额外弧沿着与保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c相同的方向延伸并位于其之间。

详细地，根据图12所描绘的切割图，第十二实施例的支架提供有总共六个额外弧60a-f，每个包括两个臂。这些额外弧60a-f在支架的植入状态下抵靠血管的壁施加径向作用的接触力，从而进一步改善支架在植入部位处的锚定。

一方面提供保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c且另一方面提供额外弧60a-f可以通过这些弧的各自下端部分在血管壁上施加径向力。这提供被附着于支架的瓣膜假体相对于血管壁的牢固密封以及支架在心脏中的植入部位处的牢固锚定。

如从根据图12的切割图可以看到的，第十二实施例的支架包括朝着该支架10的下端2闭合的总共三个本质上U形或V形额外弧60a-f。每个额外弧将保持弧16a、16b、16c与跟保持弧16a、16b、16c相邻的辅助弧18a、18b、18c相连。因此，在根据第十二实施例的支架中，向每个保持弧16a、16b、16c和每个辅助弧18a、18b、18c分配一个额外弧。

此支架设计特别地提供基本上均匀地分布在支架的下端区域2周围的总共十二个弧（保持弧16a、16b、16c、辅助弧18a、18b、18c和额外弧60a-f），其中的每一个压靠血管壁并在支架的扩张和植入状态下有效地将支架保持就位。因此，在扩张支架（未明确地示出）的下端区域2的顶视平面图中，支架的下端区域2显示出具有由保持弧16a、16b、16c的单独臂16a、16a''、16'、16b''、16c、16c'、辅助弧18a、18b、18c的单独臂18a'、18a''、18b'、18b''、18c'、18c''以及由额外弧60a、60b、60c、60d、60e、60f的单独臂形成的具有多个顶点的多边形结构。在这方面，根据第十二实施例的支架具有下端区段2，其具有可以提供基本上均匀的径向力以帮助在其植入阶段期间固定支架并阻挡迁移的连续设计。此类径向力还可以帮助使漏泄风险最小化。

另一方面，根据第十二实施例的额外弧60a-f可以不增加支架的总长度。因此，虽然本支架设计可以提供均匀的径向力，但可以降低与神经束接触和心脏传导阻滞的风险，如果支架的下端部分低于神经束进入的位置处的环状物的话。

在图13b和13c中示出根据本发明的第十三实施例的支架10。详细地，图13b和13c示出处于其扩张状态的支架10的各种侧视图，同时在图13a中示出根据第十三实施例的支架10的平面展开图。图13a所描绘的展开图对应于适合于制造根据第十三实施例的支架的切割图的二维投影图。大体上与前述元件类似的图13a-c中的元件具有相同的附图标记。

如在前述实施例中一样，第十三实施例的支架10被构造为从管的一部分、特别是从小金属管切割的单块结构，切割图在图13a中被示为二维投影图。

支架10的第十三实施例在结构和功能方面相对于前述第十二实施例是类似的。为了避免重复，因此对第十二实施例的以上说明进行参考。

因此，根据第十三实施例的支架10提供有对应的保持弧16a、16b、16c。向每个定位弧15a、15b、15c分配一个保持弧16a、16b、16c，其中，每个保持弧16a、16b、16c借助于辅助弧18a、18b、18c连接到相邻保持弧。并且，根据支架10的第十三实施例，在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有许多紧固孔12的至少一个紧固部分11。

除至少一个紧固部分11之外，根据第十三实施例的支架10还包括第一和第二附加紧固部分11a、11b以用于瓣膜假体或瓣膜假体的各部分的附加紧固。在这方面，支架10的构造具有提高数目的紧固部分11、11a、11b以附接瓣膜假体的材料。

如在第十二实施例中一样，图13b或13c所描绘的支架10还提供有总共三个小叶保护弧50a、50b、50c，所述小叶保护弧50a、50b、50c中的每一个包括两个小叶保护臂。从图13a所示的切割图可以看到在每个定位弧15a、15b、15c之间提供了小叶保护弧50a、50b、50c。因此，在根据第十三实施例的支架设计中，向每个定位弧15a、15b、15c分配一个小叶保护弧50a、50b、50c。

如图13b或13c所示，小叶保护弧50a、50b、50c的每个臂在径向弧32a、32b、32c的臂的长度的大约中点处并入相对的径向弧32a、32b、32c的臂中。再次地，如在根据第十二实施例的支架设计中一样，根据第十三实施例的支架10的小叶保护弧50a、50b、50c大约沿着支架的纵向方向L突出至在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造的至少一个紧固部分11的下端部分所在的平面。在这方面，在***程序期间，如前文联系第十二实施例的支架设计所述的，可以继而释放第十三实施例的支架10。

如前所述，小叶保护弧50a、50b、50c的各自臂在径向弧32a、32b、32c的臂的长度的大约中点处并入相对的径向弧32a、32b、32c的臂中。然而，与第十二实施例相反，在第十三实施例的支架设计中，径向弧32a、32b、32c的臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"未并入相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"中。根据第十三实施例的支架设计，径向弧32a、32b、32c的各自臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"未与相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"直接相连。

相反，根据第十三实施例的支架设计的小叶保护臂与第二连接腹板25直接相连，即与将支架10的连接部分22与导管保持装置23相连的腹板中的一个直接相连。如前所述，支架10的连接部分22被用于将两个相邻定位弧15b、15c、15a的每两个连结臂15b''、15c'；15c''、15a'；15a''、15b'相连。在这方面，增强了定位弧15a、15b、15c的部署而不释放小叶保护弧50a、50b、50c直至定位弧15a、15b、15c被放置在瓣膜囊袋中的患病小叶后面。

如特别地从根据图13a的二维切割图可以看到的，第十三实施例的支架设计还提供有总共六个额外弧60a-f，其中的每一个具有向支架10的下端2闭合的基本上U形或V形的结构。特别地，每个额外弧60a-f沿着与保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c（在其之间提供了对应的额外弧60a-f）相同的方向延伸。

参考图13b或图13c，第十三实施例的支架设计提供均匀地分布在支架10的下端区域2周围的总共十二个弧（保持弧16a、16b、16c、辅助弧18a、18b、18c和额外弧60a-f）。在支架10的扩张和植入阶段期间，下端区段2的此特定结构应当压靠血管壁以将支架10保持就位。

如在根据第十二实施例的支架设计中一样，第十三实施例的支架10的下端区域2还显示出由保持弧16a、16b、16c的单独臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''、辅助弧18a、18b、18c的单独臂18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"以及额外弧60a-f的单独臂形成的具有十八个顶点的多边形结构。在这方面，第十三实施例的支架10所具有的下端部2具有连续设计，其可以提供基本上均匀的径向力以在其植入阶段期间帮助固定支架10并可以保护阻止迁移。此类均匀的径向力还可以帮助使支架10和被与之附着的瓣膜假体的扩张和植入阶段期间的血液漏泄的风险最小化。

根据第十三实施例的支架10与第十二实施例的另一不同之处在于在支架10的下端2处提供了附加紧固部分。详细地，根据图13b或图13c，第十三实施例的支架10提供有三个基本上U形或V形的辅助弧18a、18b、18c，所述辅助弧18a、18b、18c中的每一个在其下端区段处提供有在各自辅助弧18a-18c的头部31中提供的附加紧固部分。

如从图13a可以看到的，在提供于辅助弧18a、18b、18c的各自头部31中的各自紧固部分中构造了所限定的多个紧固孔12d。此外，在第十三实施例的支架设计中，每个保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''从紧固部分11延伸至心瓣膜支架10的下端2并借助于连接部分30被连接在一起，其中，此连接部分30也提供有紧固孔12e。

在这方面，一方面具有紧固孔12d的辅助弧18a、18b、18c和另一方面具有紧固孔12e的连接部分30在支架10的下端区段2处提供附加紧固孔12d、12e，其中，这些附加紧固孔12d、12e被布置为均匀地分布在支架10的下端区段2的连续设计周围。用来将瓣膜假体100附接于支架10的线101或细丝可被引导通过各紧固孔12d、12e中的每一个。

因此，在支架10的下端区段2处提供附加紧固孔12d、12e以进行瓣膜假体或瓣膜假体的各部分的附加紧固。在支架10的下端区段2处的附加紧固孔12d、12e的存在可以提供附加结构以附接瓣膜假体的瓣膜下摆并使漏泄最小化。另外，在支架10的下端区段2处的附加紧固孔12d、12e可以帮助在瓣膜皱缩至导管中以便植入具有与之附着的瓣膜假体的支架时避免瓣膜假体的下摆移动。

图14b示出根据本发明的第十四实施例的支架10的侧视图，由此，支架10处于其完全扩张状态。根据第十四实施例的支架10显示出整体地来自管的一部分、特别是小金属管的结构。在图14a中的二维投影图中描绘了用来形成根据第十四实施例的支架10的设计的切割图。

再次地，大体上与前述元件类似的图14a和14b中的元件具有相同的附图标记。

除下端区段2的结构之外，根据第十四实施例的支架10基本上与上文参考图13a和13b所述的根据本发明的第十三实施例的支架类似。

因此，根据第十四实施例的支架10也具有总共三个定位弧15a、15b、15c，其再次担任支架10的自动定位的功能。如在支架10的其它实施例中一样，每个定位弧15a、15b、15c具有辐射式头部20，其在支架10在心脏中的植入部位处的定位期间接合在正在治疗的原有心瓣膜H的囊袋中（参见图18a）。

支架10的第十四实施例还包括径向弧32a、32b、32c。如在图14b中最清楚示出的，支架10具有三个径向弧32a、32b、32c，每个弧32a、32b、32c位于每个定位弧15a、15b、15c的两个臂15a、15a'、15b、15b'、15c、15c'之间。每个径向弧32a、32b、32c具有与每个定位弧15a、15b、15c大致颠倒的形状，并沿着与每个定位弧15a、15b、15c相反的方向延伸。

如在第十三实施例中一样，在第十四实施例的支架设计中，径向弧32a、32b、32c的各自臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"未与相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"直接相连。相反，径向弧32a、32b、32c的各自臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"直接连接到小叶保护臂，其进而与第二连接腹板25中的一个直接相连，即与将支架10的连接部分22与导管保持装置23相连的腹板中的一个直接相连。在这方面，增强了定位弧15a、15b、15c的部署而不释放小叶保护弧50a、50b、50c直至定位弧15a、15b、15c被放置在瓣膜囊袋中的患病小叶后面。

还提供了总共三个保持弧16a、16b、16c。向每个定位弧15a、15b、15c分配一个保持弧16a、16b、16c。并且，根据本发明支架10的第十四实施例，在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有许多紧固孔12的至少一个紧固部分11。

除至少一个紧固部分11之外，根据第十四实施例的支架10还包括第一和第二附加紧固部分11a、11b以用于瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物或瓣膜假体的各部分的附加紧固。在这方面，支架10的构造具有提高数目的紧固部分11、11a、11b以附接瓣膜假体的材料。

如在第十二或十三实施例中一样，图14b所描绘的支架10还提供有总共三个小叶保护弧50a、50b、50c，所述小叶保护弧50a、50b、50c中的每一个包括两个小叶保护臂。如图14a所描绘的切割图所示，在每个定位弧15a、15b、15c之间提供了小叶保护弧50a、50b、50c，即向每个定位弧15a、15b、15c分配一个小叶保护弧50a、50b、50c。

小叶保护弧50a、50b、50c的各自臂在长度的大约中点处并入相对的径向弧32a、32b、32c的臂中。如在第十三实施例中一样，径向弧32a、32b、32c的各自臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"未并入相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"中，因为径向弧32a、32b、32c的各自臂32a'、32a"、32b'、32b"、32c'、32c"未与相对的定位弧15a、15b、15c的臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c''直接相连。相反，根据第十四实施例的支架设计的小叶保护臂与第二连接腹板25中的一个直接相连，即与将支架10的连接部分22与导管保持装置23相连的腹板中的一个直接相连。如前所述，支架10的连接部分22被用于将两个相邻定位弧15b、15c、15a的每两个连结臂15b''、15c'；15c''、15a'；15a''、15b'相连。

图14b所描绘的支架10未在其下端区段2处提供有额外弧。相反，与根据第七实施例（比较图7a-c）的支架设计类似，第十四实施例的支架10包括至少一个环形围圈40，其形成支架10的下端区段2。此至少一个围圈40充当用于图14b所描绘的支架10的附加锚定措施。

可以将至少一个环形围圈40连接到保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的下端区段中的每一个或一部分，如特别地从按照图14a的切割图可以看到的。

该至少一个环形围圈40显示出多个支撑腹板41，其在所述支架10的未扩张状态下与支架10的纵轴线平行地行进，并且被横向腹板42互连（比较图14a）。在支架10的扩张状态下，支撑腹板41和横向腹板42形成长菱形或蛇形的环形围圈40，其在支架10的植入状态下抵靠血管壁。图14b示出处于扩张状态下的环形围圈40。

环形围圈40充当支撑体，由于自扩张而逐渐产生的径向力通过该支撑体被传送到血管壁。由于支架10的相对大的接触区域与血管壁相互作用，并且由于环形围圈40的长菱形或蛇形结构，可以存在降低的对动脉或组织的损伤的风险，尽管有增加的径向力。

重要的是注意需要一定量的径向力以防止植入的内置假体1的迁移。因此，支架的下端区段的更均匀结构提供由支架在其完全扩张状态下提供的径向压力的更均匀分布。在这方面，由支架在其完全扩张状态下提供的径向压力被分布，并且对于相同的总径向力而言存在减小的高接触压力。

因此，通过提供环形围圈40，不仅在支架10的自扩张之后能够增加其刚性，而且能够改善或加强植入状态下的支架10的锚定。另外，环形围圈40的环形横截面形状增加血管壁与具有被与之附着的瓣膜假体的支架之间的密封。

此类环形围圈40被有利地构造为可自扩张的支撑结构，其由于其径向向外作用的接触压力及其设计而有利地实现了支架10在植入部位处的甚至进一步改善的锚定，使得能够进一步防止具有被与之附着的瓣膜假体的支架10的移位。

图14b所描绘的支架10未在支架主体的下端区段处提供辅助弧。相反，作为辅助弧的替代，根据第十四实施例的支架10在两个相邻（邻近）保持弧16a-c的臂之间的区域中包括由多个支柱形成的晶泡结构70，从而提供被附着于支架10的心瓣膜假体的缝口（commissure）的附加支撑。

另外，在两个相邻保持弧16a-c的相邻臂之间的区域中由多个支柱形成的此晶泡结构70可以提供均匀的支架结构，其可以使具有被与之附着的瓣膜假体的支架10的植入阶段中的血液漏泄最小化。

因此，根据第十四实施例的支架设计，在支架主体的下端区段处提供了环形围圈40的下端区段，并且其一方面经由保持弧16a-c与支架主体相连且另一方面与前述晶泡结构70相连。然而，虽然图14b未示出，但第十四实施例的支架10当然还可以包括与先前参考图7b和7c中描绘的实施例所述的支架设计类似的辅助弧。

然而，重要的是注意在图14b中描绘的支架10包括均匀地分布在环形围圈40的下端区段周围的多个眼孔12f。这些眼孔12f可以用于将心瓣膜假体（图14b中未示出）固定于支架10，这可以降低心瓣膜假体100相对于支架10轴向移位的风险。

图15示出另一实施例（第十五实施例）的心瓣膜支架的平面展开图。图15所描绘的展开图对应于可以用来从管的一部分，特别是小金属管切割依照本发明的第十五实施例的心瓣膜支架作为一块整体的切割图的二维投影图。在图中未示出根据第十五实施例的支架的侧视图或透视图。

再次地，与先前被用于类似元件的图1至11中的附图标记相比，大体上与前述元件类似的图15中的元件具有相同的附图标记。

根据第十五实施例的支架本质上对应于先前参考图14a和14b所述的第十四实施例的支架。为了避免重复，因此对第十四实施例的以上说明进行参考。

在根据图15的切割图的二维投影图中，仅仅由于简明的原因省略了用于切出各小叶保护弧的对应切割线。因此，虽然根据图15的切割图（仅仅为了简明起见）未提供对应的切割线，但已经依照第十五实施例的设计切割的支架也可以提供有对应的小叶保护弧。特别地，在根据第十五实施例的支架提供有总共三个小叶保护弧时是有利的，所述三个小叶保护弧中的每一个由两个小叶保护臂组成。如先前讨论的根据第十二、第十三和第十四实施例的支架设计，第十五实施例的支架应具有带总共三个小叶保护弧的结构，其中，向每个定位弧15a、15b、15c分配所述三个小叶保护弧中的一个，并且其在每个定位弧15a、15b、15c之间提供。

此外，在第十五实施例的支架设计中，每个小叶保护弧应优选地具有向支架的下端2闭合的基本上U形或V形的结构。特别地，每个小叶保护弧应具有与定位弧15a、15b、15c的形状大致类似的形状，在定位弧15a、15b、15c之间布置有对应的小叶保护弧。此外，每个小叶保护弧应沿着与定位弧15a、15b、15c相同的方向延伸，在定位弧15a、15b、15c之间布置有对应的小叶保护弧。

根据本发明的第十五实施例的支架设计还提供有布置在支架主体的下端区段处的环形围圈40。如在根据第十四实施例的支架设计中一样，此至少一个围圈40充当用于通过使用图15所描绘的切割图从管的一部分切割的支架的附加锚定措施。

根据图15所描绘的切割图，所述至少一个环形围圈40被连接到在保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的下端区段处提供的头部30。如从按照图15的切割图可以看到的，所述至少一个环形围圈40显示出多个支撑腹板41，其在所述支架的非扩张状态下与支架的纵轴线L平行地行进，并被横向腹板42互连。如在根据第十四实施例的支架设计中一样，在支架的扩张状态下，支撑腹板41和横向腹板42将形成长菱形或蛇形环形围圈40，其在支架的植入状态下抵靠血管壁。

已经联系本发明的第十四实施例的支架描述了可以由在支架的下端区段2处提供的至少一个围圈40获得的技术效果。因此，为了避免重复，对先前讨论的方面进行参考。

根据第十五实施例的支架设计与根据第十四实施例的支架设计的不同之处在于在环形围圈40的每个第二支撑腹板41的下端区段处提供了作为附加紧固装置的眼孔12f。在这方面，眼孔12f被更均匀地分布在环形围圈40的下端区段周围，从而提供心瓣膜假体到支架的更均匀固定。因此，可以进一步降低心瓣膜假体相对于支架的轴向移位的风险。

如在根据前述第十四实施例的支架设计中一样，第十五实施例的支架设计还提供有在两个相邻（邻近）保持弧16a-c的臂之间的区域中由多个支柱形成的晶泡结构70。如在图15的切割图中描绘的，形成晶泡结构70的支柱被分别连接到保持弧16a-c的臂。在这方面，提供了被附接于支架的心瓣膜假体的缝口的附加支撑。

第十五实施例的支架设计与前述支架设计的不同之处在于根据第十五实施例的支架未提供被布置在两个相邻保持弧16a-c的第一和第二臂16a''、16b'；16b''、16c'；16c''、16a'之间且沿着支架的下端3的方向从第一连接腹板17的各自下端17d的延伸的第一附加紧固部分。

相反，根据第十五实施例的支架设计，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''提供有许多附加紧固部分11c，每个具有为了紧固瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物而提供的许多附加紧固孔12a。具体地，附加紧固部分11c被相互分离并分布在保持弧16a-c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的长度上。附加紧固孔12a直接在附加紧固部分11c中形成。当然可以设想附加紧固孔12a未形成在保持弧16a-c的臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中，而是被构造为眼孔。附加紧固孔12a使得能够另外将瓣膜假体的上区域固定到支架。

附加紧固孔12a的尺寸可以适合于用来将瓣膜假体紧固到支架的特定线或丝的粗细度。附加紧固孔12a的横截面形状还可以适合于用于紧固瓣膜假体的线或丝的横截面形状。由于用于将瓣膜假体固定于心瓣膜支架的许多附加紧固孔12a的存在，能够精确地限定瓣膜假体到心瓣膜支架的紧固位置。

作为紧固孔12a的替换，可以为支架10的相同区域提供一个或多个附加凹口。这些凹口执行与紧固孔12a类似的功能，并帮助假体瓣膜在支架100内的附加锚定。

在图16b至16g中示出根据本发明的第十六实施例的支架10。特别地，图16b是根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架10。在图16c和16d中示出处于其扩张状态的心瓣膜支架10的第二和第三侧视图。

另一方面，图16e在其扩张状态下示出根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架10的上端的平面图。

在图16a中示出根据第十六实施例的支架的平面展开图。

图16f示出用于治疗狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的侧视图，其中，内置假体包括用于保持瓣膜假体的与本发明的第十五实施例类似的心瓣膜支架。详细地，图16f示出被附接于支架10的瓣膜假体100作为关于如何将瓣膜假体100固定于支架10的示例。本示例同样地可适用于本文所述的其它支架实施例。

图16g示出用于治疗狭窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体的侧视图，其中，内置假体包括用于保持瓣膜假体的根据本发明的第十六实施例的心瓣膜支架。

如在前述实施例中一样，第十六实施例的支架10再次被构造为从管的一部分、特别是从小金属管切割的单块结构，切割图在图16a中被示为二维投影图。

并且，根据本发明的第十六实施例的支架设计还提供有被布置在支架主体的下端区段处的环形围圈40。如在根据第十四或第十五实施例的支架设计中一样，此至少一个围圈40充当用于通过使用图15所描绘的切割图从管的一部分切割的支架的附加锚定措施。

支架10的第十六实施例在结构和功能方面相对于第十五实施例是类似的。为了避免重复，因此对第十五实施例的以上说明进行参考。特别地，类似地提供本质上U形或V形的径向弧32a、32b、32c以增加支架10的上区域中的径向作用的接触力。

另外，根据第十六实施例的支架10提供有对应的保持弧16a、16b、16c。向定位弧15a、15b、15c中的一个分配一个保持弧16a、16b、16c。并且，根据本发明支架10的第十六实施例，在保持弧16a、16b、16c的每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中构造了具有许多附加紧固孔12a的许多附加紧固部分11c。

除附加紧固部分11c之外，根据第十六实施例的支架10还包括第二附加紧固部分11b以用于瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物或瓣膜假体的各部分的附加紧固。如已相对于第十二实施例所讨论的，支架的每个第一连接腹板17提供有至少一个第二附加紧固部分11b，所述至少一个第二附加紧固部分11b是包括附加辅助紧固孔12c和/或其它紧固装置的部分。所述至少一个第二附加紧固部分11b本质上沿着根据第十二实施例的支架的纵向方向L延伸。

在这方面，根据第十六实施例的支架10的构造具有许多紧固部分11、11b以附接瓣膜假体的材料。

如在本发明的第十三实施例中一样，在图16-g中描绘的支架10还可以提供有小叶保护弧，其中，可以在每个定位弧15a、15b、15c之间提供一个小叶保护弧。因此，虽然由于简明的原因在图16b-g中未明确示出，在根据第十六实施例的支架设计中，可以如先前参考第十二、第十三或第十四实施例所讨论的向每个定位弧15a、15b、15c分配一个小叶保护弧。

如前所述，第十六实施例的结构相当类似于前述第十五实施例的结构。然而，图16b-g中描绘的支架设计特别地关于保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的特定结构而言不同于第十五实施例。

详细地，根据第十六实施例的支架设计，在支架10的扩张状态下，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''类似于如何构造手术放置的组织瓣膜那样来形成。此外，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''提供有许多附加紧固部分11c，每个具有为了紧固瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物而提供的许多附加紧固孔12a或眼孔。这些附加紧固孔12a或眼孔提供被附接于支架10的心瓣膜假体的小叶和下摆的良好附接点。

因此，根据第十六实施例的支架设计，在支架10的扩张状态下，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''具有与被附着于支架10的心瓣膜假体的小叶基本上匹配的形状。保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的此特定设计对于导管输送瓣膜而言是独特的，并且具有瓣膜耐久性优点。这样形成的保持弧16a-c的臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''用于在定位弧15a-c后面的间隙上支撑被附着于支架10的心瓣膜假体的小叶的边缘和下摆。例如在图16b-d中描绘的，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''遵循在扩张状态下被附接于支架10的瓣膜假体（图16b-d中未示出）的小叶的形状。此外，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''被设计为具有在定位弧15a-c后面的位置处从保持弧16a-c的一个臂至另一臂的最小化无支撑间隙。

详细地且如在图16a所示的切割图中所描绘的，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''提供有多个弯曲边缘33。这些弯曲边缘33将每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''划分成多个臂段。保持弧16a-c的臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的臂段被互连，从而构成保持弧臂，其在支架10的未扩张状态下描绘基本上笔直的线。在这方面，还对图16a中所描绘的切割图进行参考，其示出保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的未弯曲构造。

当制造支架10时，将支架结构且特别是保持弧16a-c的结构编程，使得保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''在支架10的扩张状态下具有弯曲形状。保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的形状被限定为使得臂遵循将被附着于支架10的瓣膜假体100的小叶102的形状（比较图16f和16g）。

因此，支架10的保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''（瓣膜假体100被缝合或可缝合到其上）在支架10扩张时将改变其形状，其中，保持弧16a-c在支架10的扩张状态下弯曲，但是当支架10皱缩时是相对笔直的。

如例如在图16b-d中可以看到的，通过将臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''分段来实现保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的弯曲。详细地，通过提供多个弯曲边缘33来将臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''分段。在支架10的扩张状态下，两个相邻臂段相互之间成角度，其中，由在两个相邻臂段之间提供的弯曲边缘33来限定这两个相邻臂段的弯曲点。因此，在保持弧16a-c的臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''中提供的弯曲边缘33的数目越大，可以在支架10的扩张状态下沿着不同方向延伸的臂段的数目越大。在这方面，保持弧16a-c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的形状可以精确地适合于将被附着于支架10的瓣膜假体的小叶的形状。

对图16f和16g进行参考，其示出用于治疗缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的内置假体1的侧视图。在图16f和16g所描绘的实施例中，支架10对应于用于保持瓣膜假体100的按照本发明的第十六实施例的支架。如何将瓣膜假体100固定到关于第十六实施例的支架10的描述还可适用于根据本文所述的其它实施例的支架10。

瓣膜假体100包括由生物或合成材料制成的至少一个小叶102（参见图16f或16g）。特别地，图16f和16g分别示出内置假体1的侧视图，由此在完全扩张状态下示出心脏支架10。

为了即使在其中部署有支架10的血管和心脏的蠕动期间也减少被附着于支架10的瓣膜假体100相对于支架10的纵向位移，根据本发明的第十六实施例的支架10包括沿支架10的纵向方向L延伸的多个紧固部分11。另外，根据第十六实施例的支架100提供有附加紧固部分11b、11c。借助于紧固部分11和附加紧固部分11b、11c两者，瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物被附着于支架10。

详细地，瓣膜假体100借助于分别被引导通过紧固部分11和附加紧固部分11b、11c的紧固孔12、12a的线101或细丝被紧固于支架10。这允许在相对于支架10的预定位置处将瓣膜假体100的（一个或多个）组织组成物固定于支架10。

从图16f或图16g图示可以进一步看到如何能够借助于线101将瓣膜假体100附着于支架10。在所描绘的实施例中使用心包瓣膜假体100，其被缝合至一方面在保持弧16a-c的紧固部分11c中提供的以及另一方面在紧固部分11b中提供的紧固孔12f、12c。瓣膜假体100可以是管状的，具有基本上圆形横截面。在支架10的下端2处，瓣膜假体100显示出凸圈105。该凸圈105在内置假体1的平面图中是环形的，并且是通过从内向外转动瓣膜假体100的下端（通过将其翻转到自身上）而形成的，并限定内置假体1的流入边缘。

瓣膜假体100的下端处的环形凸圈105可以在内置假体1的植入状态下提供瓣膜假体100的周界区域到血管的牢固锚定（即使在有蠕动的情况下也是如此），并因此可以提供相对于血管壁的牢固密封。由于在支架10的下端区段2处提供的环形围圈40，瓣膜假体100的下端处的环形凸圈105具有适合于在植入侧中的解剖结构的圆形形状。在这方面，可以增强处于其扩张和植入状态的内置假体1的下端区段2与内置假体1被***其中的血管的壁之间的接触表面，从而改善内置假体1与血管的壁之间的密封。

环形凸圈105可以实现瓣膜假体100在血管壁处的密封，尽管在扩张的内置假体1的平面图中有支架10的基本三角形结构。当在原有血管中植入内置假体1时，可以通过自然发生的粘连、特别是钙化来密封环形凸圈105的周边区域与血管壁之间的任何漏泄。因此，凸圈状区域105提供密封，特别是还在心脏周期的填充阶段（心脏舒张）期间提供密封。

用于瓣膜假体100的材料且特别是用于瓣膜假体100的小叶102的材料可以由合成物、动物瓣膜或其它动物组织（诸如心包）制成。动物组织可以来自许多类型的动物。优选地，瓣膜假体100的小叶组织来自牛心包或猪心包，但还可以考虑其它动物，诸如马、袋鼠等。

动物心包是优选的材料，用于实现最佳的瓣膜设计以及皱缩成小直径导管***的能力。虽然牛心包是优选的，但厚度通常比猪心包厚，并且已经发现在固定期间可能存在组织的显著膨胀（35%）。这种膨胀可能使得牛心包更加难以皱缩来部署小导管尺寸。

如图16e中所描绘的，根据第十六实施例的支架10包括其下端区段2的连续设计。由于此连续设计，在支架10的植入和扩张状态下，经由支架10的下端区段2，向支架10所部署的血管的壁施加均匀径向力。在这方面，由根据第十六实施例的支架10和被附着于支架10的瓣膜假体10组成的内置假体1被进一步固定，抵抗内置假体1的植入状态下的迁移。

另外，当从支架10的下端区段2向血管的壁施加均匀径向力时，可以实现内置假体1与血管的壁之间的改善的密封。

为了进一步改善植入和扩张的内置假体1的位置的固定并防止顺行性迁移，根据第十六实施例的支架10在其下端区段2处提供有具有辐射形状的张开区段或锥形区段。详细地且如图16b-e所描绘的，在支架10的扩张状态下，环形围圈40的下端区段构成支架10的张开区段或锥形区段。

图16b-e中所描绘的支架10在其下端区段2处具有带辐射形状的张开区段或锥形区段，然而，还可以设想张开区段或锥形区段不是均匀地围绕支架10的圆周。例如，支架10可以具有仅在定位弧15a-c的位置附近的张开部，其中，在缝口区域附近、即在两个相邻定位弧15a、15b、15c的两个臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c''之间的区域中未提供张开部。

虽然图中未示出，对于根据本发明的任何实施例的支架10而言特别优选的是，当支架10处于其扩张状态时在其下端区段2处具有扇贝形流入边缘设计。因此，支架10的流入边缘不完全位于垂直于支架10的纵向方向L的平面中。相反，支架的在其流入侧的边缘可以具有扇贝形状。另外，扇贝形流入边缘还可以在其整个圆周周围或仅在所选位置处向外张开或呈锥形。例如，一个实施例可以仅在定位弧的位置附近的流入边缘处包括张开部，其在两个相邻定位弧之间的区域中过渡到未向外张开的笔直圆筒形状。特别地，可以由瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物被附着到的各自保持弧的臂的位置来确定各自张开部和各自笔直圆筒形状的位置。

具有此类扇贝形流入边缘设计的支架10减小了具有位于垂直于支架10的纵向方向L的平面中的流入边缘的支架10在具有关键结构（诸如包含神经束的结构）的区域中的长度。然而，扇贝形状大体上遵循原有瓣膜环状物，并且不损害瓣膜针对漏泄进行密封的能力。

本发明不限于提供有扇贝形流入边缘设计的支架。相反，可以设想根据本发明的支架10提供有流入边缘，其具有非连续张开部设计，或具有锥形张开部设计（带有位于与支架10的纵向方向L垂直的平面内的流入边缘），或具有这样的设计，该设计提供有非连续地分布在流入边缘周围的张开部或具有用于支架10的流入边缘（其不位于与支架10的纵向方向L垂直的平面内）的锥形构造的张开部。

在图17b至17e中示出根据本发明的第十七实施例的支架10。特别地，图17b是根据本发明的第十七实施例的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架10。在图17c和17d中示出处于其扩张状态的心瓣膜支架10的第二和第三侧视图。

另一方面，图17e在其扩张状态下示出根据本发明的第十七实施例的心瓣膜支架10的上端的平面图。

在图17a中示出根据第十七实施例的支架10的平面展开图。

支架10的第十七实施例在结构和功能方面相对于第十六实施例是类似的。然而，图16b-e中描绘的支架设计特别地相对于环形围圈40的特定结构而言不同于第十六实施例。详细地，第十七实施例中所提供的环形围圈40通过在环形围圈中仅具有一行单元而不是两行而缩短了长度。

本发明支架的上述实施例具有特定的结构，其能够在心脏舒张期间提供某些弯曲以减轻并更好地分布小叶应力以避免瓣膜假体100被连接到支架10处的附着点处的高应力浓度。为了向被附接于支架10的心瓣膜假体100的小叶102提供柔性并为了增强被附着于支架10的假体100的耐久性，支架10优选地在新瓣膜缝口（即被附着于支架10的瓣膜假体100的缝口）的顶部处不具有在圆周周围的连续罩。在这方面，存在支架缝口的某些固有柔性。

特别地，在支架10的上端区段3处未提供有上围圈40'的本文所述的支架10相比于其它罩瓣膜设计而言提供瓣膜缝口柔性。外科手术生物假体瓣膜设计有在瓣膜缝口的上端区段处提供某些柔性的支架以减少瓣膜小叶中的应力浓度，这增强了假体的寿命（即瓣膜耐久性）并改善了小叶接合。

优选的是在底座处的支架直径、即在支架10的下端区段2处的直径应能够容纳在目标直径周围的一定范围的环状物直径。在此范围内，由于硬度而施加的力应适合于防止迁移，但不过大而引起环状物破裂。在缝口的顶部处，期望的是支架在直径方面不显著地改变以使对瓣膜接合或打开性能的影响最小化，即使当环状物直径未准确地处于目标直径时也是如此。

另外，应当使总支架高度最小化以缩短导管的输送区段。这是重要的，因为包含内置假体1的那部分输送导管相对于导管***的其余部分而言通常是硬的。在经股方法的情况下，在导管***中具有更大的柔性以遵循病人解剖结构（例如升主动脉）的弯曲是个优点。

如已联系第十六实施例所讨论的，更连续的底座设计可以提供均匀的径向力以对瓣膜进行固定抵抗迁移。均匀的径向力还可以使植入阶段中的漏泄最小化。优选地，支架10的底座以辐射形状或略微的锥形向外张开至更大的直径，如例如在图17b中所示。在这方面，此支架设计可以进一步改善瓣膜位置的固定并防止顺行性迁移。

如图17e所描绘的，根据第十七实施例的支架10包括下端区段2的连续设计。由于此连续设计，在支架10的植入和扩张状态下，经由支架10的下端区段2，向支架10所部署的血管的壁施加均匀径向力。此外，图17b-e所描绘的支架10在其下端区段2处具有带辐射形状的张开区段或锥形区段，然而，还可以设想该张开区段或锥形区段不是均匀地在支架10的圆周周围。

如果植入和扩张的支架以及与之附着的瓣膜假体不能在心脏的环状物下面延伸得过远，则可能存在这样的风险，即由一方面的支架和另一方面的瓣膜假体组成的植入内置假体接触神经束和心脏传导阻滞。神经束可以在心脏的环状物下面约6至10 mm的位置进入。

在这方面，减小支架的总高度并因而减小待植入病人身体内的内置假体的总高度可能是优选的。如在图17a-e所描绘的第十七实施例中，这可以通过在环形围圈40中具有一行单元而不是两行单元来实现，例如在第十四实施例（比较14a-b）的支架设计中具有两行单元。

另一方面，还可以设想扇贝形流入边缘设计。因此，当支架处于其扩张状态时，支架10可以在其下端区段2处具有扇贝形流入边缘。用此类设计，支架10的流入边缘不位于与支架的纵向方向L垂直的平面中。相反，支架的在其流入侧的边缘可以具有扇贝形状，其具有在定位弧的位置附近的张开部和在两个相邻定位弧之间的区域中的缺口。特别地，可以由瓣膜假体的（一个或多个）组织组成物所附接的各自保持弧的臂的位置来确定各自张开部和各自缺口的位置和形状。

支架10优选地由形状记忆材料制成。图1a或图2a所示的支架10的状态（其中，支架10处于其第一形状且因此处于其皱缩状态）是由形状记忆材料制成的支架结构的所谓“临时”形状。当外部刺激作用在根据图1a或图2a的支架结构上时，形状记忆效应被激活并因此恢复在支架10的制造期间保存的例如图1b或图2b所示的预定永久形状。

所述外部刺激优选地是可指定的开关温度，由此，为了激活形状记忆效应并因此重新生成支架10的保存的永久形状，将支架材料加热至比开关温度更高的温度。通过选择被用于支架10的材料的适当化学组成，可以预先确定该指定的开关温度。在本文所述的解决方案的优选实施例中，开关温度在从约20℃和病人的体温之间的范围内。

支架10的表面应是光滑的且边缘应是圆的以使疲劳、生物相容性最大化并使对附接的组织和缝合处的损坏或对原有组织的损坏最小化。因此，优选的是对支架10的表面进行抛光，例如电抛光。可以在编程过程期间执行支架表面的抛光，在编程过程期间，期望的（扩张的）支架结构的形状是固定的。

当植入支架10时，可以设想支架10在***程序期间将被冷却。一旦优选地使用适当的***导管***已将支架10引导至其期望植入部位，即引导至原有心瓣膜H（比较图18a），则可以停止冷却。然后允许支架10加温至病人的体温（37摄氏度）并因此激活支架材料的形状记忆效应。由于支架10的自扩张性质已被激活，所以产生径向力，其作用在支架的单独组件上，特别是作用在支架10的定位弧15a、15b、15c、保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c上。

本文所述的支架10以及用来植入支架的***导管***优选地被构造为使得能够将具有与之附着的瓣膜假体100的支架10经动脉地引入病人的身体内。在一个示例中，支架10被容纳在***导管***的导管的尖端中，导管尖端经由例如腹股沟动脉（A. femoris communis）的穿孔被引入身体内。在WO2006/076890和PCT/EP2008/003803中描述了适当的导管***，其细节被通过引用并入本文中。

替换地，根据本发明的某些实施例的支架10还适合于经心尖植入，其中，从心的顶点开始，***导管***的导管尖端通过例如左心室前进至主动脉瓣膜。在导管尖端被相应地修改的情况下，因此可以进行具有瓣膜假体100的支架10的类似植入。在PCT/EP2008/003803中描述了适当的导管***，其细节被通过引用并入本文中。

无论支架是经由经动脉还是经心尖方法被输送到植入部位，优选地使用血管造影（血管造影术）和心回波描记术（超声波）控制来使***导管***的导管的尖端前进至植入部位。随后是具有附接的瓣膜假体100的支架10的实际植入。

图18a至18c示意性地示出过程序列，以示出包括依照本发明的某些实施例的支架10的内置假体1的经动脉植入。如所示，接着发生具有与之附着的瓣膜假体100的支架10的植入，使得通过适当地操纵***导管***的输送部分来连续地释放被容纳在导管***的输送部分中的支架10的单独组件。

用来植入本文所述的支架10的导管***被理想地构造，使得能够通过导管***的空心内部将液体冷却剂供给到导管***的输送部分。在导管***的输送部分的近侧K正在向植入部位前进时，例如盐溶液形式的液体冷却剂将被容纳在导管***的输送部分中的支架10保持在低于开关温度的温度。这在提供形状记忆材料作为支架10的材料时是特别有利的。这是因为支架10在受到外部刺激影响时从临时形状变换成永久形状。该临时形状是支架10的第一形状（在皱缩状态下，当支架被容纳在导管***的输送部分中时）且“永久形状”是支架10的第二形状（支架10的扩张状态）。

应注意的是扩张支架10的“永久形状”符合其环境的原有形状。这允许植入部位处的环境形状的变换，其对于不同的病人而言是不同的。支架的此性质（与自动地完全适合于其环境的原有形状的扩张支架10的“永久形状”有关）因此将始终保证瓣膜假体100被最佳地植入。

在其植入阶段中的支架10的完全扩张永久形状与支架10的收缩形状之间的差异取决于植入部位处的环境并确定了由支架10施加到血管壁以便防止迁移并保证良好密封的径向压力。支架10的完全扩张形状被设计为提供用于目标病人解剖结构尺寸的适当径向压力。

由于可以将诸如镍钛诺的形状记忆材料（即镍和钛的等原子比合金）用于本文所述的支架10，所以当植入具有与之附着的瓣膜假体100的支架10时，可实现特别柔和的植入程序。作为用于支架10的材料的镍钛诺由于其良好的生物相容性而是优选的。

可以通过在导管***的输送部分正在前进的同时用适当的冷却剂冲洗***导管***来冷却被容纳在导管***的输送部分中的支架10以将支架材料的温度保持在临界转变温度之下。一旦具有经冷却的支架10的导管***的输送部分已经前进至植入部位，则应停止支架10的冷却，其结果是支架10升温至病人的体温（37℃）并因此激活支架材料的形状记忆效应。

一旦已经激活了支架10的单独组件的自扩张性质，则产生径向力，其作用在支架10的单独组件上，特别是作用在支架10的定位弧15a、15b、15c、保持弧16a、16b、16c、小叶保护弧50a、50b、50c和辅助弧18a、18b、18c上。由于支架10的各组件仍位于导管***的输送部分中，所以仍由导管***的输送部分的壁来补偿在超过临界开关温度时逐渐产生且作用在支架10的单独组件上的径向力，使得任凭形状记忆效应的激活，支架10仍被强制地保持在其第一（皱缩）形状。

在导管***的输送部分的后续操纵时（通过支架10的适当的增量释放），然后将支架10的单独组件从导管***的输送部分排出。

例如，如图18a所述，支架10的定位弧15a、15b、15c由于作用的径向力而径向地展开。然后可以将扩张的定位弧15a、15b、15c定位于原有心瓣膜H的囊袋T中。

其后，如图18B所描绘的，随后将支架10的其余组件从导管***的输送部分释放。支架10的被释放的其余组件、特别是辅助弧18a、18b、18c和具有瓣膜假体100的保持弧16a、16b、16c然后径向地伸展且被附接于紧固部分11的瓣膜假体100像伞一样展开。

作用在支架10的保持弧16a、16b、16c和辅助弧18a、18b、18c上的径向力以及作用在支架10的上端区域3上的径向力导致支架10径向地压靠血管壁（比较图18c）。这一方面实现具有扩张瓣膜假体100的支架10在植入部位处的牢固锚定，并且另一方面实现瓣膜假体100在支架10的下端2处的可靠密封。

然后进一步操纵***导管***的输送部分以释放支架10的眼孔24，从而允许支架10的上端区域3扩张。在这样做时，原有心瓣膜H的小叶被夹在各自定位弧和保持弧之间，并且设置在支架10的下端2上的瓣膜假体100能够伸展开。

在成功地植入支架10和瓣膜假体100之后，然后将导管从病人的身体去除。

支架10不限于由响应于外部刺激从其第一（皱缩）形状自扩张成其第二（扩张）形状的形状记忆材料制成。相反，绝对还可以设想使用常规球囊***来使支架10扩张。

应认识到本文所述的解决方案也不限于参考附图所述的特定实施例。相反，本发明涵盖了所述实施例中示出的单独特征的组合。

特别地，可以不为支架10提供径向弧32a-c。相反，支架10的底座构造可以仅包括多个定位弧15a-c和多个保持弧16a-c。

下面参考图19a-b来描述根据本发明的支架10的第十八实施例。详细地，图19a示出根据本发明的第十八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第一透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架，并且图19b示出根据本发明的第十八实施例的能够支撑并锚定内置假体的心瓣膜支架的第二透视侧视图，由此，在其扩张状态下示出心瓣膜支架。

因此，根据第十八实施例的支架10包括多个定位弧15a、15b、15c和多个保持弧16a、16b、16c，多个定位弧15a、15b、15c被构造为位于病人的原有心瓣膜H的多个囊袋T内且位于多个原有心瓣膜小叶的第一侧上，多个保持弧16a、16b、16c被构造为位于与第一侧相对的所述多个原有心瓣膜小叶的第二侧上，其中，还提供了多个小叶保护弧50a、50b、50c，每个占据所述多个定位弧15a、15b、15c中的一个的两个臂15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c''之间的空间。另外，保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''优选地提供有多个弯曲边缘33以便将每个臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''划分成多个臂段，其中，支架10的结构被编程为使得保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''至少在支架10的扩张状态下具有弯曲形状。特别地，保持弧16a、16b、16c的各自臂16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''的形状应被限定为使得臂遵循待附接于支架10的瓣膜假体100的小叶102的形状（比较图16f和16g）。

另外，根据第十八实施例的支架10还可以包括占据两个相邻保持弧16a、16b、16c之间的空间的至少一个辅助弧18a、18b、18c，其中，至少一个辅助弧18a、18b、18c包括第一臂18a'、18b'、18c'和第二臂18a''、18b''、18c''，第一臂18a'、18b'、18c'在其第一端部处连接到第一保持弧16a、16b、16c，第二臂18a''、18b''、18c''在其第一端部处连接到第二保持弧16a、16b、16c，并且其中，至少一个辅助弧18a、18b、18c的第一和第二臂18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"每个包括在结合点处被相互连接的各自第二端部，该结合点包括被构造为接收缝合线的至少一个紧固孔。

另外或作为至少一个辅助弧18a、18b、18c的替代，根据本发明的第十八实施例的支架还可以包括基本上周向地与所述多个定位弧15a、15b、15c中的至少一个对准的至少一个径向弧32a、32b、32c。

此外，根据本发明的第十八实施例的支架10还可以提供有多个额外弧60a、60b、60c，所述多个额外弧60a、60b、60c中的每一个占据第一保持弧16a、16b、16c和相邻第二保持弧16a、16b、16c之间的空间。

并且，可以在根据本发明的第十八实施例的支架10的下端区段2和/或上端区段3处提供至少一个环形围圈40、40'。

而且，关于将支架10的上区域3固定到支架10所部署的血管壁，可以设想支架10包括布置在例如眼孔24上的倒钩部件，倒钩的尖端指向支架10的下端2。

另外，可以在支架10的外部的至少一部分上提供衬里或护套（通常为织物、聚合体或心包片、薄膜等）以覆盖支架10外面的所有或大部分表面，其从在支架的下端区段附近的位置延伸至在支架的上端区段附近的位置。可以在至少一个端部处以及在所述端部之间的多个位置处将衬里附接到支架10，从而形成外部覆盖。此类外部覆盖提供针对血管腔的内壁的圆周密封，以便抑制支架18与腔壁之间的血流漏泄并防止血流绕过内置假体1。

例如，可以沿着多个周向地间隔开的轴向线将衬里缝合或固定到支架10。此类附接允许衬里在支架10径向地压缩时沿着多个轴向折叠线折叠。衬里还将能够打开并随着管状框架扩张而符合框架的腔壁。替换地，可以将衬里热焊接或超声波焊接至支架10。在支架10提供有多个独立紧固部分11、11a的示例性实施例中，可以将衬里固定在这些紧固部分11、11a处。在提供了多个独立弧（定位弧15a、15b、15c、保持弧16a、16b、16c、辅助弧18a、18b、18c和/或紧固弧19、19a、19b、19c）第二示例性实施例中，优选地沿着轴向线将衬里固定于这些弧。衬里将优选地在至少一端处被针对支架10周向地密封。

通过用衬里或护套覆盖支架10的外表面的至少一部分，大大地降低或消除了由暴露的支架元件引起的内置假体1的凝血活性。实现凝血活性的此类降低，而同时保持被用于展开瓣膜假体100并用于将瓣膜假体100锚定就位的支架结构所具有的益处。

如前所述，可以将支架10从松弛的大直径构造压缩至小直径构造以促进引入。当然，必须的是外衬里仍然在支架10的径向压缩构造中以及在其扩张的、松弛构造中被附接到支架10。

衬里由心包材料或常规生物移植材料组成，诸如聚酯、聚四氟乙烯（PTFE）、聚氨基甲酸酯等，其通常为机织织物、非织造织物、聚合体片、薄膜等的形式。目前优选的衬里材料是平织聚酯，诸如Dacron?纱线（特拉华州威尔明顿市Dupont）。

以上公开意图是说明性且非排他性的。本说明将向本领域的技术人员提出许多变更和替换。所有这些替换和变更意图被包括在权利要求的范围内，其中，术语“包括”意指“包括但不限于”。本领域的技术人员可以认识到与本文所述特定实施例等价的其它内容也意图被权利要求涵盖。

此外，在本发明的范围内可以以其它方式将在从属权利要求中提出的特定特征组合，使得应将本发明承认为还特别地涉及具有从属权利要求的特征的任何其它可能组合的其它实施例。例如，出于权利要求公开的目的，应将随后的任何从属权利要求理解为替换地写为从属于所有在先权利要求的多项从属形式，其拥有在此类从属权利要求中参考的所有前项，如果此类多项从属形式是在司法领域内被接受的格式的话（例如，应替换地将直接从属于权利要求1的每个权利要求视为从属于所有先前的权利要求）。在多项从属权利要求形式受到限制的司法领域中，还应将每个后面的从属权利要求视为替换地写为单项从属权利要求形式，其从不同于以下此类从属权利要求中列出的特定权利要求之外的拥有在先前项的权利要求产生从属性。

附图标记列表

1                         内置假体

2                         支架/内置假体的下端

3                         支架/内置假体的上端

10                        心瓣膜支架/支架

11                        支架的紧固部分

11a-11c               支架的附加紧固部分

12                        紧固孔

12a、12c             附加紧固孔

12b                      辅助紧固孔

13                        紧固部分的上端

14                        紧固部分的下端

15a-15c               定位弧

15a'-15a"             第一定位弧的臂

15b'-15b"            第二定位弧的臂

15c'-15c"             第三定位弧的臂

16a-16c               保持弧

16a'-16a"             第一保持弧的臂

16b'-16b"            第二保持弧的臂

16c'-16c"             第三保持弧的臂

17                        第一连接腹板

17d                      第一连接腹板的上端

17p                      第一连接腹板的下端

18a-18c               辅助弧

18a'-18a"             第一辅助弧的臂

18b'-18b"            第二辅助弧的臂

18c'-18c"             第三辅助弧的臂

19、19a-19c        紧固弧

19a'-19a"             第一紧固弧的臂

19b'-19b"            第二紧固弧的臂

19c'-10c"             第三紧固弧的臂

20                        定位弧的头部

21                        参考标记

22                        相邻定位弧的臂之间的连接部分

23                        导管保持装置

24                        眼孔

25                        第二连接腹板

26                        凹口

26a                      附加凹口

26b                      辅助凹口

27                        定位桥

30                        保持弧的头部/连接部分

30'                       紧固弧的头部/连接部分

31                        辅助弧的头部/连接部分

32a-32c               径向弧

33                        定位弧的臂中的弯曲桥

40                        环形围圈

40'                       上环形围圈

41                        支撑腹板

42                        横向腹板

50a-50c               小叶保护弧

60a-60f                额外弧

70                        晶泡结构

100                      瓣膜假体

101                      线

102                      瓣膜假体的小叶

105                      瓣膜假体的环形凸圈

H                         原有心瓣膜

K                         ***导管***的导管尖端

L                         支架的纵向方向

T                        原有心瓣膜的囊袋。

Claims (29)

1.一种用于在缩窄心瓣膜或心瓣膜闭锁不全的治疗中将瓣膜假体（100）定位并锚定在病人心脏中的植入部位上的可扩张支架（10），其中，支架（10）包括多个定位弧（15a、15b、15c）和多个保持弧（16a、16b、16c），所述多个定位弧（15a、15b、15c）被构造为位于病人的原有心瓣膜上的多个囊袋（T）内且位于多个原有心瓣膜小叶的第一侧上，所述多个保持弧（16a、16b、16c）被构造为位于与第一侧相对的所述多个原有心瓣膜小叶的第二侧上，

其特征在于，

所述保持弧（16a-c）的各自臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）提供有多个弯曲边缘（33），所述多个弯曲边缘（33）将每个臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）划分成多个臂段，所述保持弧（16a-c）的臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）的臂段被互连，从而构成保持弧臂，其在支架（10）的未扩张状态下描绘笔直的线，

其中，在支架（10）的扩张状态下，所述保持弧（16a-c）的各自臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）具有与被附着于支架（10）的瓣膜假体（100）的小叶匹配的形状。

2.根据权利要求1所述的可扩张支架（10），其中，所述多个定位弧（15a、15b、15c）和所述多个保持弧（16a、16b、16c）中的每一个本质上由三个弧组成。

3.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），还包括占据两个相邻保持弧（16a、16b、16c）之间的空间的至少一个辅助弧（18a、18b、18c），其中：

所述至少一个辅助弧（18a、18b、18c）包括第一臂（18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"）和第二臂（18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"），该第一臂（18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"）在其第一端部处连接到第一保持弧（16a、16b、16c），该第二臂（18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"）在其第一端部处连接到第二保持弧（16a、16b、16c）；并且

所述第一和第二臂（18a'、18a"、18b'、18b"、18c'、18c"）每个包括在结合点处被相互连接的各自第二端部，所述结合点包括被构造为接收缝合线的至少一个紧固孔。

4.根据权利要求3所述的可扩张支架（10），还包括周向地与所述至少一个辅助弧（18a、18b、18c）中的一个对准的至少一个附加紧固部分（11a、11b），所述至少一个附加紧固部分（11a、11b）包括被构造为接收缝合线的多个紧固孔，

其中，所述至少一个附加紧固部分（11a、11b）包括被构造为锚定缝合线的多个凹口。

5.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），还包括周向地与所述多个定位弧（15a、15b、15c）中的至少一个对准的至少一个径向弧（32a、32b、32c），

其中，所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）被构造为用径向作用的力压靠血管壁，从而在支架（10）处于扩张模式时将所述支架（10）锚定。

6.根据权利要求5所述的可扩张支架（10），其中，所述多个定位弧（15a、15b、15c）中的每一个和所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）中的每一个包括封闭端部，并且各自定位弧（15a、15b、15c）的封闭端部周向地关于相关联的保持弧（16a、16b、16c）的封闭端部对准，

其中，所述多个保持弧（16a、16b、16c）中的每一个的封闭端部沿着支架（10）的第一轴向方向延伸，并且所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）中的每一个的封闭端部沿着与第一轴向方向相反的支架（10）的第二轴向方向延伸。

7.根据权利要求3所述的可扩张支架（10），所述至少一个辅助弧是多个辅助弧（18a、18b、18c），每个占据两个相邻保持弧（16a、16b、16c）之间的空间并包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处被连接到第一保持弧，该第二臂在其第一端部处被连接到第二保持弧。

8.根据权利要求7所述的可扩张支架（10），其中，所述多个辅助弧（18a、18b、18c）中的每一个的第一和第二臂包括被连接到至少一个环形围圈（40）的各自第二端部，至少一个环形围圈（40）在支架（10）的下端区段（2）处提供，或者

其中，所述多个辅助弧（18a、18b、18c）中的每一个的第一和第二臂包括在连接部处被相互连接的各自第二端部，该连接部限定头部（31）且具有至少一个紧固孔（12d），至少一个紧固孔（12d）由头部（31）限定且被构造为接收缝合线，以便连接瓣膜假体（100）被连接到支架（10）。

9.根据权利要求8所述的可扩张支架（10），其中，所述多个保持弧（16a、16b、16c）中的每一个包括第一臂（16a'、16b'、16c'）和第二臂（16a"、16b"、16c"），该第一臂（16a'、16b'、16c'）在其第一端部处被连接到第一定位弧（15a、15b、15c），该第二臂（16a"、16b"、16c"）在其第一端部处被连接到第二定位弧（15a、15b、15c）；并且其中，所述多个保持弧（16a、16b、16c）中的每一个的第一和第二臂（16a'、16b'、16c'、16a"、16b"、16c"）中的每一个包括各自弯曲部分，其具有与由相邻的所述多个辅助弧（18a、18b、18c）限定的头部的至少一部分互补的形状。

10.根据权利要求7所述的可扩张支架（10），其中，所述多个辅助弧（18a、18b、18c）中的每一个包括被构造为锚定缝合线的凹口。

11.根据权利要求7所述的可扩张支架（10），还包括多个额外弧（60a、60b、60c、60d、60e、60f），每个占据保持弧（16a、16b、16c）与相邻辅助弧（18a、18b、18c）之间的空间且包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处被连接到保持弧（16a、16b、16c）的一个臂（16a'、16b'、16c'、16a"、16b"、16c"），该第二臂在其第一端部处被连接到辅助弧（18a、18b、18c）的一个臂（18a'、18b'、18c'、18a"、18b"、18c"），其中，所述多个额外弧（60a、60b、60c、60d、60e、60f）中的每一个的第一和第二臂包括在限定头部的连接部处被相互连接的各自第二端部。

12.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），还包括多个额外弧（60a、60b、60c、60d、60e、60f），每个占据第一保持弧（16a、16b、16c）与相邻第二保持弧（16a、16b、16c）之间的空间且包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处被连接到第一保持弧（16a、16b、16c）的一个臂（16a'、16b'、16c'、16a"、16b"、16c"），该第二臂在其第一端部处被连接到第二保持弧（16a、16b、16c）的一个臂（16a'、16b'、16c'、16a"、16b"、16c"），其中，所述多个额外弧（60a、60b、60c、60d、60e、60f）中的每一个的第一和第二臂包括在限定头部的连接部处被相互连接的各自第二端部。

13.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，所述多个定位弧（15a、15b、15c）中的每一个包括在头部（20）处被相互连结的第一和第二臂（15a'、15a"；15b'、15b"；15c'、15c"），并且其中，所述可扩张支架（10）还包括多个小叶保护弧（50a、50b、50c），每个占据所述多个定位弧（15a、15b、15c）中的一个的两个臂（15a'、15a"；15b'、15b"；15c'、15c"）之间的空间并包括第一臂和第二臂，其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个的第一和第二臂在限定头部的连接部处被相互连接，并且其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个沿着与定位弧（15a、15b、15c）相同的方向延伸，在定位弧（15a、15b、15c）之间提供了对应的小叶保护弧（50a、50b、50c）。

14.根据权利要求13所述的可扩张支架（10），其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处被连接到一个定位弧（15a、15b、15c）的第一臂（15a'、15b'、15c'），该第二臂在其第一端部处被连接到该定位弧（15a、15b、15c）的第二臂（15a"、15b"、15c"），其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个的第一和第二臂包括在限定头部的连接部处被相互连接的各自第二端部。

15.根据权利要求13所述的可扩张支架（10），其中，还提供了周向地与所述多个定位弧（15a、15b、15c）中的至少一个对准的至少一个径向弧（32a、32b、32c），所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）包括在辐射式头部处被相互连结的第一和第二臂（32'、32"），并且其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个包括第一臂和第二臂，该第一臂在其第一端部处被连接到所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）中的一个的第一臂（32'），该第二臂在其第一端部处被连接到所述至少一个径向弧（32a、32b、32c）中的该一个的第二臂（32"），其中，所述多个小叶保护弧（50a、50b、50c）中的每一个的第一和第二臂包括在限定头部的连接部处被相互连接的各自第二端部。

16.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），还包括在两个相邻保持弧（16a-c）的臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）之间的区域中由多个支柱形成的晶泡结构（70）。

17.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，提供了至少一个环形围圈（40、40'），

其中，所述至少一个环形围圈（40）被连接到各自保持臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）的下端区段中的每一个或一部分。

18.根据权利要求17所述的可扩张支架（10），还包括在两个相邻保持弧（16a-c）的臂（16a'、16a''、16b'、16b''、16c'、16c''）之间的区域中由多个支柱形成的晶泡结构（70），其中，所述至少一个环形围圈（40）被连接到形成晶泡结构（70）的支柱的下端区段中的每一个或一部分。

19.根据权利要求17所述的可扩张支架（10），还包括多个眼孔（12f），所述多个眼孔（12f）均匀地分布在所述至少一个环形围圈（40）的下端区段周围以便将瓣膜假体（100）固定于支架（10）。

20.根据权利要求17所述的可扩张支架（10），其中，所述至少一个环形围圈（40'）位于导管保持装置（23）所在的平面与两个相邻定位弧（15a、15b；15b、15c；15c、15a）的两个连结臂（15a"、15b'；15b"、15c'；15c"、15a'）的连接部分（22）所在的平面之间。

21.根据权利要求17所述的可扩张支架（10），其中，所述至少一个环形围圈（40、40'）显示出多个支撑腹板（41），其在所述支架（10）的非扩张状态下与支架（10）的纵轴线平行地行进并被横向腹板（42）互连。

22.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，在支架（10）的扩张状态下，支架（10）在其下端区段（2）处提供有至少一个张开区段或锥形区段，用于改善支架（10）在病人的原有心瓣膜（H）的位置上的固定并用于防止具有与之附着的瓣膜假体（100）的支架（10）的顺行性迁移。

23.根据权利要求17所述的可扩张支架（10），其中，在支架（10）的扩张状态下，环形围圈（40）的下端区段组成支架（10）的至少一个张开区段或锥形区段，用于改善支架（10）在病人的原有心瓣膜（H）的位置上的固定并用于防止具有与之附着的瓣膜假体（100）的支架（10）的顺行性迁移。

24.根据权利要求22所述的可扩张支架（10），其中，支架（10）的所述至少一个张开区段或锥形区段具有辐射形状。

25.根据权利要求22所述的可扩张支架（10），其中，支架（10）的所述至少一个张开区段或锥形区段在支架（10）的圆周周围具有非均匀形状。

26.根据权利要求25所述的可扩张支架（10），其中，在定位弧（15a、15b、15c）的位置附近提供了至少一个张开区段或锥形区段，其中，在两个相邻定位弧（15a、15b、15c）的两个臂（15a'、15a''、15b'、15b''、15c'、15c"）之间的区域附近未提供张开区段或锥形区段。

27.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，当支架（10）处于其扩张状态时，支架（10）在其下端区段（2）处具有扇贝形流入边缘设计。

28.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，瓣膜假体（100）经由被引导通过多个紧固孔的至少一部分的至少一个缝合线被连接到支架（10），

其中，所述瓣膜假体（100）由心包组成。

29.根据权利要求1或2所述的可扩张支架（10），其中，为了向被附着于支架（10）的心瓣膜假体（100）的小叶（102）提供柔性，支架（（10）在被附着于支架（10）的瓣膜假体（100）的缝口的顶部处具有围绕圆周的非连续罩。