JP2008541997A - 半径方向の強度が高いステントレス大動脈弁置換 - Google Patents

Abstract

経管的に埋込み可能なステントレス心臓弁であり、この弁は、インプレース支持体を備えている。このインプレース支持体は、従来のバルーン拡張又は拡張ステントベースの弁と比較して優れたつぶれ耐性を示す。

Description

大動脈弁の誤動作は心不全、したがって患者にとって致命的となりうる状況、につながる。そのような欠損症の治療のために、人工の大動脈弁が開発されており、この弁は、損傷した弁の代わりとして、複雑で危険な開胸手術(胸骨切開術)で埋め込まれる。生来の弁に強い石灰変性がある場合、手術は特に困難になる。この理由は、血液循環内に石灰化粒子が入り体内の他の部位で血栓症を引き起こすことのないように、切除の間、大変な注意を払う必要があるためである。置換弁は、取り除かれた弁のところに縫い付けられて固定されるのが通常である。

外科手術手技や、患者に対する不快感及び負担の観点から、大動脈弁置換のこの複雑な工程を簡単にする方法の改良においては多くのアプローチがあり、これらのアプローチは、最小の侵襲性での大動脈弁置換方法を目指している。これらのアプローチでは、手術は、大腿動脈又は鼠蹊部経由で行われる。

大動脈弓内ではアクセスが非常に制限されることを考慮すると、複雑な外科手法を採用することは避けられない。これは、第１には、石灰化した大動脈弁の外植のためであり、第２には、もとの位置に人工弁を埋め込むためである。外科手術に関するすべての問題は別として、高度なカテーテル技術によって行われる最小の侵襲性の外科手術に関するものであっても、外科医には、高い集中力及び何にもまして安定した手元が要求され、特に外科のハンドリングに特有な工程においては、ミリメートル範囲及びそれ以下が要求される。心臓の自然な機能を維持しながら行われる最小の侵襲性の手術では、できるだけ迅速に手術を行うことが、心臓系に対する負担を最小にするためにより重要であり、これは、この種の手術が、時間に対して相当のプレッシャーの下で行なわれることを意味する。

特定の一態様は、石灰化した大動脈弁の切除であり、この切除は、隣接した影響の無い組織領域を損傷させることなく、大動脈から完全にできるだけ速く取り除かれる必要があり、これは、その切除が、通常、機械的な鋭い切除用具を用いるものだからである。また、塞栓症又は血栓症の発生を回避するために、切断された組織断片又は石灰化粒子状物質が残留することなく血流から抽出されることを保証することが重要である。

本発明は、最小の侵襲性の技術を用いて、大動脈又は人の心臓の他の弁又は末梢血管系の置換のためデバイスを構成するという問題を解決する課題に基づいている。半径方向の強度が高いデバイスは、重度に石灰化した大動脈弁に、理想的なインプラントを提供することができる。従来の治療は、外科的な置換、又は、経管的なバルーン弁形成術を含んでいる。２つ目の選択は、石灰化した大動脈弁へバルーン付きカテーテルを挿入し、膨張させて、生来の弁を拡張させカルシウムを押しやることである。この技術は、極めて有効であるが、再収縮率は１２ヶ月で約８０％であることを示されている。ヨーロッパの何人かの医師は、これは、外科的な選択によらず大動脈内の血流量を維持するのに使用する技術であると考えている。この技術で患者は３回までバルーン弁形成術で治療可能であり、このバルーン弁形成術は外科的な介入なしに生命の品質向上をもたらす。したがって、バルーン弁形成術の後のこの顕著な再収縮の間に、半径方向の強度が高いデバイスによってカルシウムを阻止できる場合、高強度のデバイスでより長期の療法が可能であろう、ということは当然の理である。これにより、多くの患者集団が、侵襲性がより小さく回復時間もより短い方法で治療される。また、バイパスの必要がなくなるとも考えられる。この処置は、表面、経食道又は経管のエコーの透視検査で終わるかもしれない。処置前及び処置中及び処置後に、患者の生命徴候を監視することが望ましい。これらには、心臓の両室の血圧、大動脈の流出量、心拍数、呼吸数及び血液化学が含まれる。抗血小板薬、ヘパリン、アスピリン及び他の医薬品が、処置の最中及び前後に、血液を最適化するのに要求されることがある。

したがって、本発明の一態様は、膨張可能なカフを有する心臓血管の人工弁を含む。カフは、先端の膨張可能なトロイダル構造、及び、基端の膨張可能なトロイダル構造、の少なくとも一部を形成する少なくとも１つの膨張可能な流路を有する。膨張可能なカフは、また、前記先端の膨張可能なトロイダル構造と前記基端の膨張可能なトロイダル構造との間で延びるウエスト部を有する。膨張可能なカフには、弁が連結されている。弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。

本発明の他の態様は、心臓の左心室及び大動脈の間に配置される大動脈弁置換用の人工弁を含む。この弁は、先端及び基端を有する膨張可能な構造を備える。この膨張可能な構造には弁部材が連結されている。弁部材は、概ね、該膨張可能な構造の前記先端と前記基端との間に位置している。前記膨張可能な構造の前記先端が左心室内に位置するようになっており、前記膨張可能な構造の前記基端が大動脈内に位置するようになっている。

本発明の他の態様は、膨張可能なボディを備える心臓血管の人工弁を含む。この膨張可能なボディは、少なくとも第１の膨張可能なチャンバー、及び、該第１の膨張可能なチャンバーと流体連通しない第２の膨張可能なチャンバー、を有する。膨張可能なボディは、少なくとも部分的に略環状のリングを形成する。膨張可能なボディには弁が連結されている。この弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。第１の膨張ポートが前記第１の膨張可能なチャンバーに連通する。第２の膨張ポートが前記第２の膨張可能なチャンバーに連通する。

本発明の他の態様は、カフ及び膨張可能な構造を含む心臓血管の人工弁を含む。カフは、先端と基端を有する。膨張可能な構造は、カフに連結されており、トロイダル構造を形成する少なくとも１つの膨張可能な流路を有する。弁はカフに連結されている。弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。カフの先端は、流れに対して非円形の断面を有している。この非円形の断面が、隣接する弁の性能に影響を及ぼすように構成されている。

本発明の他の態様は、可撓性を有するカフを含む心臓血管の人工弁を含み、そのカフは先端と基端を有している。カフには膨張可能な構造が連結されており、この膨張可能な構造は、トロイダル構造を形成する少なくとも１つの膨張可能な流路を有する。弁はカフに設けられている。弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。少なくとも１つのアンカーが、第１の位置と第２の位置との間で移動可能であり、第１の位置では、アンカーは半径方向に延びて近くの人体部分に係合し、第２の位置では、アンカーの半径方向の断面が減少する。

本発明の他の態様は、膨張可能なボディを含む心臓血管の人工弁を含む。ボディには、弁が連結されている。弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。膨張可能なボディには、少なくとも２本の制御ワイヤが取外し自在に連結されている。

本発明の更に他の態様は、膨張可能なボディを有する心臓血管の人工弁を含み、このボディは少なくとも１つの膨張流路を有する。ボディには弁が連結されている。弁は、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる。少なくとも１つの膨張可能な流路には、膨張ポートが連通している。膨張ポート内にはプラグが位置している。少なくとも１つの膨張流路に連通して、膨張チューブが膨張チューブを通じて延びている。膨張チューブにはバルーンが連結されている。バルーンは、第１の膨張位置と、第２の収縮位置との間で拡大するようになっており、第１の膨張位置では、バルーンによって、膨張チューブが膨張ポートから離れることが防止され、第２の収縮位置では、膨張チューブが膨張ポートから離れることが可能となる。

本発明の他の態様は、心臓に人工弁を埋め込む方法を含む。人工弁は膨張可能な構造を有し、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進められる。生来の弁に遠い、膨張可能な構造の一部が膨張させられる。生来の弁に近い、膨張可能な構造の一部が膨張させられる。

本発明の他の態様は、心臓に人工弁を埋め込む方法を含み、この方法は、膨張可能な構造を有する人工弁を、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進めるステップを含む。膨張可能な構造の先端部が膨張させられる。膨張可能な構造の先端部を生来の弁の先端側の対向部に取り付けるために、弁が基部側に引っ込められる。

本発明の他の態様は、心臓に人工弁を埋め込む方法を含む。人工弁は、膨張可能な構造を有し、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進められる。膨張可能な構造の第１のチャンバーが膨張させられる。膨張可能な構造の第２のチャンバーが別に膨張させられる。

本発明の他の形態は、心臓に人工弁を埋め込む方法に関し、人工弁は、膨張可能な構造を有し、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進められる。人工弁を配置するために膨張可能な構造が膨張させられる。人工弁は、近くの人体部分に、ステープラー止めされるか又は縫合される。

本発明の他の形態は、患者を治療する方法を含む。この方法は、
人工弁を、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進めるステップと、
心臓血管内の位置で人工弁を完全に配置するステップと、
人工弁のパフォーマンス特性をテストするステップと、
少なくとも部分的に、人工弁の配置を逆にするステップと、
人工弁を再位置決めするステップと、
人工弁を再配置するステップと、を含む。

本発明の他の形態は、
心臓の生来の弁の近くに配置カテーテル（ｄｅｐｌｏｙｍｅｎｔ ｃａｔｈｅｔｅｒ）を進めるステップ（配置カテーテルは、膨張チューブと人工弁とを備え、人工弁は膨張チューブと連通する膨張可能な構造を有している）と、
前記膨張可能な構造を前記膨張チューブで膨張させるステップと、
前記膨張チューブが前記膨張可能なカテーテルに連結されているままの間、前記配置カテーテルを患者から取り除くステップと、
前記撤去カテーテルを膨張チューブに進めるステップと、
前記膨張可能な構造を収縮させるステップと、
前記人工弁を撤去カテーテル内に引っ込めるステップと、
前記人工弁及び前記撤去カテーテルを患者から引き出すステップと、を含む。

本発明の他の形態は、
心臓の生来の弁の近くに配置カテーテルを進めるステップ（配置カテーテルは、人工弁と、該人工弁に連結されたリンク部材とを有する）と、
前記人工弁を配置するステップと、
前記リンク部材が前記膨張人工弁に連結されているままの間、前記配置カテーテルを患者から取り除くステップと、
前記人工弁を撤去カテーテル内に引っ込めるステップと、
前記人工弁及び前記撤去カテーテルを患者から引き出すステップと、を含む、
患者の治療方法を含む。

本発明の他の形態は、
患者について、大動脈弁を通じる最小の断面最小流れ領域が０．７５ｃｍ^２以下であると確認するステップと、
前記弁を通じて、前記最小の断面最小流れ領域を拡げるステップと、
少なくともおよそ１．７５ｃｍ^２の最小の断面最小流れ領域を持つ人工弁を設けるステップと、を含む。

本発明の更に他の態様は、患者の治療方法を含む。この方法は、
生来の弁と流体連通するように、一時的な弁の膨張可能な構造を心臓血管のところで膨張させるステップと、
生来の弁の少なくとも一部を取り除くステップと、
生来の弁を補完又は置換するための人工弁を設けるステップと、
前記一時的な弁を取り除くステップと、を含む。

本発明の他の態様は、鼓動する心臓に対する処置方法を含む。この方法では、一時的な弁が、生来の弁と、流体連通するように位置決めされる。膨張可能な人工弁が、一時的な弁の上流に配置される。そして、一時的の弁が取り除かれる。

本発明の他の態様は、一時的な心臓弁カテーテルを含み、このカテーテルは、鼓動する心臓上で最小の侵襲性の手術を可能とする。
カテーテルは、
細長く弾力性があり、基端と先端とを有するカテーテル本体と、
その先端にあり膨張可能な構造を有する弁と、
前記カテーテルと前記弁との間にあって弁がカテーテルから外れるのを防止する少なくとも１つのリンクと、を備える。

本発明の他の態様は、人工弁支持体のインサイチュー形成方法（その場形成方法）を含む。人工弁が、可撓性のある支持体要素に取り付けられており、この要素は、動脈の脈管構造中の機能的な位置で弁を保持することはできない。前記支持体要素は、弁のベースの先端側及び基端側に延びている。弁はその位置に配置される。可撓性のある支持体要素は、その位置で弁を保持するために剛性が十分に補強される。

本発明の他の態様は、インサイチュー形成可能な支持構造を有する埋込み可能な人工弁を含む。この弁は、ベース及び少なくとも１つの流れ閉塞体を有する人工弁を含む。第１の可撓性のある要素は、動脈の脈管構造中の機能的な位置で弁を保持することはできない。第１の要素は、弁のベースの基端側に延びている。第２の可撓性のある要素は、動脈の脈管構造中の機能的な位置で弁を保持することはできない。第２の要素は、弁のベースの先端側に延びている。弁をその位置で保持するために前記第１又は第２の要素に十分な剛性を付与するため、剛性のある少なくとも１つの要素が、前記第１及び第２の可撓性要素のうち少なくとも一方に連結されている。

本発明の一態様によれば、患者の治療方法が提供される。この方法は、
生来の弁と流体連通するように一時的な弁を心臓血管の位置で配置するステップを有する。生来の弁の少なくとも一部は経管的に除去され、生来の弁を補完又は置換するために人工弁が配置される。一時弁はその後取り除かれる。

一態様では、前記一時的な弁を配置するステップは、先ず、一時的な弁を、弁が断面積が減少した第１の構成にある状態で、その位置に進めるステップと、次いで、弁がその位置で機能できるように、前記弁を第２の拡大された構成に変形させるステップと、を含んでいてもよい。一時的な弁を取り除くステップは、第１の構成の方向に弁を変形させるステップと、一時的な弁を経管的に取り除くステップと、を含んでいてもよい。ある態様では、一時的な弁は、恒久的に一時弁配置カテーテルに添え付けられており、これにより、弁の取り外しが容易になる。前記方法は、鼓動する心臓上に実行可能である。

一時的な弁を配置するステップは、弁を生体の小葉と共に配置するステップを含んでいてもよい。又は、一時的な弁を配置するステップは、弁を合成の小葉と共に配置するステップを含んでいてもよい。弁は、自己拡張可能なステント内、拡張可能なバルーンステント、又は、膨張可能なカフ、に支持されていてもよい。一時的な弁を取り除くステップは、弁を、管状のシース内に引っ込めるステップを有していてもよい。

生来の弁の少なくとも一部を経管的に取り除くステップは、生来の弁を機械的に切除するステップを含んでいてもよい。この機械的切除は、軸方向に往復移動するカッター、又は、回転式のカッターで実施可能である。レーザー又は超音波のような熱源を使用して、切断又は脱石灰が実施されてもよい。

その方法は、弁の手術で血流内に入った塞栓物質を捕らえるステップをさらに含んでいてもよい。これは、吸引術プロセスによる物質の濾過あるいは抽出によって達成可能である。

本発明の他の態様にしたがって、鼓動する心臓上で処置を行う方法が提供される。この方法は、生来の弁と流れ的に連続するように一時的な弁を配置するステップと、その生来の弁上で処置を行うステップとを含む。一時的な弁はその後取り除かれる。処置は、弁の治療又は弁の交換であってもよい。

本発明の他の態様にしたがって、鼓動する心臓内の弁を最小の侵襲性で処置できることを可能とする一時的な心臓弁カテーテルが提供される。このカテーテルは、先端及び基端を有する、細長い可撓性のカテーテル本体を備える。弁は、先端に支持される。カテーテルと弁の間には、弁がカテーテルから外れるのを防止する少なくとも１つのリンクが設けられている。弁は支持フレームに支持されていてもよく、この支持フレームは、１本又は複数本の引張りワイヤ（カテーテルの全長にわたって軸方向に延びている）に接続されている。カテーテルに対して引張りワイヤを軸方向に引くことで、弁が機能する構成に配置される。引張りワイヤを基端側に引くことで、弁の断面積が減り、配置又は取除き等のために、カテーテルの先端内に引き込まれる。リンクは、引張りワイヤと弁支持体の間の接続を含んでいてもよい。

上記した全態様において、本発明のステントレスのインプレース弁支持体は、好ましくは、基本的に、少なくとも約２ポンド、しばしば少なくとも約３ポンド、及び、場合によっては少なくとも約４ポンドの横荷重のもとで完全な機能を保つ。本発明のある構成では、ステントレスのインプレース弁支持体は、少なくとも５ポンドの横荷重のもとで完全な機能を保つ。インプレース弁支持体は、好ましくは、少なくとも約３ポンド、しばしば少なくとも４ポンド、及び、ある形態では約６又は７ポンドを越える荷重のもと、約０．２インチを越えないの横の変形であることが好ましい。

本発明の更なる特徴及び利点は、添付の図面及び特許請求の範囲も考慮して、下記する好適な実施の形態から明白となる。

本発明は、半径方向の強度が高い経管的な弁の交換を提供する。

生体弁を経管的に埋め込む現在の１つの方法は、アンダーセン６，１６８，６１４に記載されているように（図２参照）、拡張可能なバルーン、又は、生体弁が取り付けられた自己拡張するステントを含む。生体弁を経管的に埋め込む別の方法は、米国特許５，５５４，１８５(ブロック)に記載されており、その開示全体は、参照することによりここに含まれる。全ての弁デバイスにおける主要な特徴１つは、弁が閉じることによって交連支持体に生じた力に耐える性能である。外科の弁では、これらは、デバイスのベースから立ち上がるポスト又は柱とみなされる。一般的な構造は、シリコーンで取り巻かれ、ダクロンで包まれた金属フレームを含んでいる。このフレームは、心臓弁の正常な状態下で見られる周期的な荷重に耐える。外科の弁は直接的な可視化の下で取り付けられるので、強度及び材料は、皮膚を通して埋め込まれたものと異なるものとすることができる。ポリマー、エポキシ、又は、ヒドロゲルを使用してその場（インサイチュー）で支持構造体を成形することにより、フレーム又は格子を、体内で何年もの間、通常の動作の見られる長期間の力に耐えるように設計することができる。これらの埋込み可能な媒体は、フェノール(ＥＯ)５グリコールエーテル(ＤＥＮＡＣＯＬ
ＥＸ−１４５)のようなモノエポキシ類や、エチレングリコール ジグリシジルエーテル(ＤＥＮＡＣＯＬ ＥＸ−８１０)のようなジエポキシ類、及び、グリセロールポリグリシジルエーテル(ＤＥＮＡＣＯＬ
ＥＸ−３１３)のようなポリエポキシ類、を含んでいてもよく、グリセロールポリグリシジルエーテルは、エチレンジアミン(ＥＤＡ)、ジエチレントリアミン(ＤＥＴＡ)、アミノエチルピペラジン(ＡＥＰ)、アミノエチルエタノールアミン(ＡＥＥＡ)又は他の化合物のようなアミン化合物、及び、Ｈｕｎｔｓｍａｎ社、Ｄｉｘｉｅ
Ｃｈｅｍｉｃａｌ社、Ａｌｆａ社、Ａｅｓａｒ社、ＴＣＩ Ａｍｅｒｉｃａ社ならびにナガセケムテックス株式会社、から入手可能なエポキシ群と対をなしている。試験された他の化合物はＥｐｏｘｙ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社から入手可能であり、ＥＯＰ−ＴＥｋ３０１のパートＡ、パートＢを含む。上記媒体は全て長所及び短所を有しており、これらは、有利な機械的性質、水溶性、生体適合性、クリープ性、耐疲労性及び粘度特性（小孔のカテーテルを通じてインプラントに送られる媒体の進展を容易にする）を含んでいる。媒体は、低粘度で、生物適合性の液体であることが理想的であり、殺菌され包装され、カテーテルを入れるラボで混合され、約３７℃で約５分長くても約３０分又は４５分の間で硬化するように調整でき、少なくとも約５年又は１０年であり好ましくは少なくとも２０年の長期の間、耐疲労性及び耐クリープ性を示す機械的特性を備える。また、体内に流出した場合に血流中に異物が入って塞栓や神経学的な障害が発生しないように、媒体の生体適合性及び細胞障害性を助ける水和エポキシ（ｗａｔｅｒ
ｂｏｕｒｎ−ｅｐｏｘｙ）を有していることが理想的である。

図３を参照すると、弁支持体１０は、一般に、第１の環状の膨張リング１２を含んでおり、このリング１２は、第２の環状の膨張リング１４から離れて配置されている。各リング１２、１４は、配置カテーテルと連通して配置されるように適合されており、少なくとも１つの膨張ルーメンを有し、このルーメンは、リング１２、１４と膨張媒体源との間を繋いでいる。１又は２又は３又はそれ以上の、軸方向に延びる支柱１６が、図３に示すように、第１のリング１２と第２のリング１４との間で延びている。支柱１６は、図３において、叉のある３つの正弦波状に描かれており、弁の技術において知られているような交連支持体を提供している。正弦波の支柱１６も膨張してもよく、これは、リング１２、１４（片方又は両方）と同時に膨張してもよいし、又は、別々に膨張してもよい。

図４を参照すると、膨張可能な弁支持体１０が描かれており、ここでは、追加の環状リング１８が、支持体１０の一端又は両端に加えられている。膨張可能な支持リング１８は、リング１４及び/又は支柱１６及び/又は第１のリング１２と流体連通してもよい。あるいは、膨張可能なリング１８が、支持体１０の残りと無関係に膨張できるように、別の膨張ポート及び弁を有していてもよい。

図５を参照すると、本発明の他の実施形態による模式的断面図が描かれている。この実施形態では、支持体１０は、第１の環状のリング１２及び第２の環状のリング１４を有している。第１の支持体１２及び第２の支持体１４の間には、多くの中間の支持リング２０が設けられている。環状の支持体２０は、１、２、３、４又は５以上の環状リングの形態であってもよい。リング２０は、互いに積層された別々のリングであってもよいし、又は、当該技術において知られているような連続的な螺旋体であってもよい。リング２０は別々に膨張可能でもよいし、又は、第１の支持体１２及び第２の支持体１４の一方又は両方と、流体連通していてもよい。この実施形態では、弁２２は、支持体１０に支持されるものとして模式的に図示されている。

交連支持体は、トロイド又はリング材に直接又は間接的に付けることができる。弁閉塞中における交連の力は、内向きかつ半径方向であるので、リングは、圧縮荷重状態であり、上記のような及び一般の外科の弁で見られるような支柱構造と比べて、より高い力に耐えうる。また、拡張可能なバルーン又は自己拡張するステントは、意図的に半径方向に拡張可能に作られている。同様の理由により、ステントは、また、半径方向の押圧に弱く、リング又はトロイドで通常受けることができる荷重条件と同様のものに耐えるためには、かなり大きな断面領域を必要とする。ステント構造によく見られるジグザグパターンは、半径方向の強度の高い性能（生体弁を安全にマウントし経管的に運ぶために要求されることがある）を禁止する。チューブ部材の半径方向の強度を向上させる追加的な設計は、チューブまたはフープ材の数を増加させることである。上部及び下部のフープではなく、フープ当たりの荷重を増加させるために、追加のフープがその２つの間に加えられてもよい。これらは、小葉様弁膜を過ぎて血液が流れうる領域を制限するために、断面直径が可変である。この構成では、２つの端のフープは、約０．０５インチ（１．２７ｍｍ）〜約０．１５インチ（３．７ｍｍ）の大きな断面を有していてもよく、中央のフープは、０．１３インチ（３．３ｍｍ）〜０.０２インチ（０．５ｍｍ）の小さな断面直径を有していてもよい。断面直径が大きくなるにつれて、半径方向の耐性及びつぶれ耐性の点で、デバイス全体の耐荷重キャパシティーが向上する。これらのフープの形状は、もとの大動脈弁の形状に合わせて、円形構造からクローバ又は半三角形のうちの１つまでさらに変更されてもよい。これにより、より均一にフィットすることとなるが、不規則な形状で半径方向のつぶれ耐性がより小さいものであってもよい。

本発明のステントレスのインプレース支持体は、２００５年５月５日に出願された米国特許出願１１/１２２９８３（タイトル：Ｔｒａｎｓｌｕｍｉｎａｌｌｙ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｈｅａｒｔ Ｖａｌｖｅ Ｗｉｔｈ Ｆｏｒｍｅｄ Ｉｎ Ｐｌａｃｅ
Ｓｕｐｐｏｒｔ）により詳細に記載されており、その開示全体は参照によってここに組み込まれる。下記する技術にしたがって調整され、本発明のインプレース心臓弁は、拡張可能なバルーン及び自己拡張可能なステント支持された弁と比べて、優れたつぶれ耐性を示す。通常、バルーン拡張可能ステントに支持された弁は、下記するような２ポンド未満の横方向の作用力のもとでそれらが適切に作動しなかった時点で破損すると考えられる。しかし、本発明のステントレスのインプレース弁支持体によれば、基本的に、２ポンド（０．９Ｋｇ）の横荷重、しばしば少なくとも約３ポンド（１．４ｋｇ）の荷重、場合によっては少なくとも約４ポンド（１．８ｋｇ）、そしてある構成では少なくとも約５ポンド（２．３ｋｇ）の荷重のもと、完全な機能を保つ。本発明に従うある設計では、ステントレスのインプレース弁支持体は、少なくとも約６ポンド（２．７ｋｇ）の荷重のもと、及び、所定の形態では約７ポンド（３．２ｋｇ）以上の荷重のもと、０．２インチ（５ｍｍ）未満の直径の減少を受ける。カフの設計や膨張媒体によっては、上記の圧力で、約０．４インチ（１０ｍｍ）程度又は約０．３インチ（７．６ｍｍ）を越えない程度の変形となる。本明細書で述べるＥｐｏ−Ｔｅｋ
３０１媒体を用いた設計では、平板試験における半径方向の押圧では、約９ポンド（４．１ｋｇ）以上の圧縮力に耐え、永久変形はなく、約３０％の一時的なたわみが生じる。ＤＥＴＡ(ジエチレントリアミンを備えたエチレングリコールジグリシジルエーテル)のアミンを有する８１１のような試験された他の媒体では、上記のような約１〜約３ポンド（０．４５〜１．３６ｋｇ）の範囲の圧縮荷重に対する耐性を示す。この範囲内が、理想的な圧縮荷重耐性が理想となりうる。この圧縮に対する耐性は、主に、大動脈弁の再収縮、並びに、弁の小葉様弁膜上及びその範囲内に生じるカルシウムに起因する。したがって、この閉塞に対する耐性は、半径方向の強度が高いデバイスと結びついて、オリフィス領域を最大化する。

別の観点から見ると、対向するプレート（ステントの長手軸に横に並べられている）によって与えられたポンドの力により、ステントは、約２ポンド（０．９１ｋｇ）未満及びしばしば約１ポンド（０．４５ｋｇ）未満の荷重のもと、少なくとも約０．２インチ（０．５ｍｍ）変位する(横の押圧)。一方、本発明のステントレスのインプレース弁支持体は、横方向に０．２インチ（０．５ｍｍ）変位するのに、少なくとも約３ポンド（１．３６ｋｇ）、しばしば少なくとも約４ポンド（１．８ｋｇ）又は５ポンド（２．３ｋｇ）、そして所定の実施形態のおいては６ポンド（２．７ｋｇ）又は７ポンド（３．１ｋｇ）を越えるの横方向の力を必要とする。

本発明の特定の形態の実験的なプロトコル及びテストデータを以下に説明する。

実験は、フォースゲージシステム(Ｃｈａｔｉｌｌｉｏｎ社、モデルＴＣＤ
２００)を使用して行い、ステントベース構造とキャストインサイチュー構造との両方に圧縮荷重を付与して行った。ステント構造は、レーザーカットされた３１６Ｌ材のステントからなり、エドワーズ／ＰＶＴによって作られたデバイスに似ているジグザグ構造を備え、アンダーセン特許６，１６８，６１４に記載されている。支柱の太さは０．０１８インチ×０．０１８インチ（０．４６ｍｍ×０．４６ｍｍ）である。直径はおよそ１．００インチ（２５．４ｍｍ）であり、長さは約１．５０インチ（３８．１ｍｍ）である(図１を参照)。

キャストインプレース構造は、約１．００インチ（２５．４ｍｍ）の外径及び約０．６３インチ（１６ｍｍ）の軸長であった。膨張流路の構造は、上部リング及び下部リング又はトロイドを含んでおり、それぞれは円の断面（図２参照）が約０．０９インチ（２．３ｍｍ）であった。３つの追加的な独立の正弦形状の要素があり、これが、上部リング及び下部リングに接続された弁尖を支持する。これらの要素は全て、膨張流路を塞ぐダクロン生地に縫い付けられていた。リング及び正弦形状の要素は、Ｅｐｏｘｙ
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙｓ社（１４ Ｆｏｒｔｕｎｅ Ｄｒｉｖｅ Ｂｉｌｌｅｒｉｃａ， ＭＡ ０１８２１）の媒体(Ｅｐｏ−ｔｅｋ３０１)で充填され、硬化させられた。

各デバイスは、２枚の平板の間に、フォースゲージに垂直な軸方向でセットされた。２枚の平板の間で、レーザーカットされたステンレス製のステント上の半径方向の圧縮力が、圧縮状態で０．００インチの変位から０．３インチ（７．６２ｍｍ）の変位まで測定された。力は、０．００ポンドから１．１０ポンド（０．５ｋｇ）までそれぞれ測定された(図１参照)。次に、キャストインプレース構造が同じ方法で試験され、ここでは、変位は０．００インチから０．１４９インチ（３．８ｍｍ）まで測定された。力は、０．００ポンドから７．０５ポンド（３．２ｋｇ）までそれぞれ測定された(図１参照)。これから明らかなように、インプレース支持体は、レーザーカットされたステンレス製のステントに比べて、非常に高い半径方向の強度を示している。

外科の埋込み用に設計された生体弁は、従来のポリマー支持構造を使用した。これらの構造の３つの交連ポストが、弁閉鎖時に小葉によって付与された内向きの力を支持する。これにより、支持ポストに交互の曲げモーメントが引き起こされ、結果として、ポリマーがクリープを受ける。

プラスチックと従来の材料との間の主な差は、時間依存性のある、ポリマーの粘弾性挙動である。荷重を受けるプラスチック部品は、調整された変形のもと保持される場合には時間とともに緩和し（応力緩和）、又は、定荷重のもと保持される場合には変形し続ける(クリープ)。

クリープとは、持続荷重下での、プラスチック部品の連続した伸長又は変形である。それは、ポリマーの経時的な粘弾性流動に起因する。

クリープは、おそらく最もよく研究された長期特性である。したがって、文献の、及び、樹脂メーカーからの利用可能な豊富なデータがある。クリープのデータは、通常、定荷重(定荷重であると仮定された)のもと時間の対数の関数として、「みかけ上のクリープ係数（apparent creep modulus）」と表現される。係数は、歪みに対する応力の比である。したがって、みかけ上のクリープ係数は、実際の測定された圧力(時間とともに変化する変形)で割られた一定の応力である。

クリープの測定は、通常、実施容易な長期試験であり、単に試験片をセットして、それに荷重をかけ、歪みの変化を定期的に測定し、記録する。引張クリープは、通常、「最も純粋な」データであるが、掴むことの困難性及び滑り障害のため、通常、最も一般的な利用可能なクリープデータとは言えない。主としてゴム及びエラストマーにおいては、圧縮クリープが与えられており、長期使用のためには応力緩和及び圧縮フローが重要な特性パラーメータである。

３点曲げ配置での曲げクリープが最も広く行われており、一般に、この理由はセットアップと監視が最も容易だからである。長方形のプラスチック試験片が、２つの鋼ピンで水平に支持され、試験片上の２つの支持体の中間のところにウェイトが置かれる。ダイヤルインジケータが、ウェイトの位置で経時的な歪みを監視する。

曲げクリープの１つの制限は、それが「純粋な」応力状態でないということである。定荷重は、最大「繊維」応力として計算され、この繊維応力は、荷重のもと、棒の下側表面（これが最大繊維応力が存在する唯一の点である）に直接生じる。実際、棒の応力分布は、棒の下側表面での引張から、上側表面の圧縮応力まで、変化する。圧縮応力は、試験片の全面的な歪みを抑える傾向がある。

さらに、試験片が歪むので、棒は、この歪みに対応するように支持体に沿って移動する。計算された下側の表面の繊維歪みが約５％を越えた場合、定荷重の大部分は、単に試験片を曲げるというよりむしろ支持体を介して試験片を「引く」駆動力として使われる。したがって、実験が継続すると、「一定の」応力は減少し始める。

加えて、所定の歪み（概ね５％）のレベルでは、荷重点における棒の実際の歪みは増加しなくなり（試験片の中央領域がさらに湾曲することはなくなり）、試験片は、それが支持体をスライドするにつれて、棒端部に向かって曲がり続ける。見かけ上の繊維歪みは、原点の水平位置からの撓み量に基づいて計算されるので、この方法は誤ったデータを産出し始める。そのため、屈曲クリープ実験は、有益であり行なうことが容易だが、多少保守的(楽観的)な、あるいは、誤った結果に結びつく場合がある。したがって、これらのデータの解釈には注意を要する。

クリープは、応力状態にある全てのプラスチック部品に生じる。クリープが部品の特性の重要なファクターかどうかにかかわらず、応力が大きくなるにつれて、応力下の部品が長くなる。

ポリマー製の経管的なキャストインプレース弁においてクリープの量をコントロールするために、上部リングが追加され、支持ポストを接続する。この上部リングは、同じサイズの支持ポストよりもはるかに低い応力で、小葉によって加えられた荷重を支えることができる。上に記述された構造は、交連の付属物のところで十分な半径方向の強度（ポリマー支持体構造のクリープが弁の期待耐用期間、およそ２０年のあいだ問題にならない程度の強度）を提供すると考えられる。

したがって、本発明によるステントレスのインプレース弁支持体の好ましい一形態は、少なくとも１つの第１の環状の支持体（組み立てられた弁において、弁のベース又は環の近くに配置される）と、第２の環状の支持体（完成状態において弁の交連支持体の近くにある）と、を有している。接続要素は、第１及び第２の環状支持体（図２に示すような膨張性のある接続要素のようなもの）を接続する。あるいは、重合体の支柱、ワイヤおよび/又は織物のような、前もって形成された接続要素が使用されてもよい。さらに、インプレース交連支持体リングが、経管的に埋込み可能な心臓弁の従来のステントにおいて、交連支持体、又は、交連の近くに、取り付けられていてもよい。したがって、本発明は、さらにハイブリッド構造を含み、この構造では、環又はベース支持体がバルーン拡張ステント又は自己拡張するステントを有し、交連の近くの、又は、解剖学上ステントの先端部のつぶれ耐性が、ここに記載したインプレース環状支持体によってもたらされている。

ステント及びインプレース弁支持体の、変位及び横の押圧を、加えた荷重の関数としてインチで示す図である。 バルーン拡張ステントベース弁システムの前方側面図である。 本発明によるインプレース支持体の斜視図である。 本発明による他のインプレース支持体の斜視図である。 本発明によるインプレース支持体の断面図である。

Claims (13)

1. 先端の膨張可能なトロイダル構造と、基端の膨張可能なトロイダル構造との少なくとも一部を形成する少なくとも１つの膨張可能な流路を有し、更に、前記先端の膨張可能なトロイダル構造と前記基端の膨張可能なトロイダル構造との間で延びるウエスト部を有する膨張可能なカフと、
   前記膨張可能なカフに連結され、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる弁と、
   を備え、
   前記膨張可能なカフが、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
   心臓血管の人工弁。
2. 前記少なくとも１つの膨張可能な流路が、
   前記先端の膨張可能なトロイダル構造に関連付けられた第１のチャンバーと、
   前記基端の膨張可能なトロイダル構造に関連付けられた独立の第２のチャンバーと、
   を備える、
   請求項１に記載の心臓血管の人工弁。
3. 先端及び基端を有する膨張可能な構造と、
   該膨張可能な構造に連結され、概ね、該膨張可能な構造の前記先端と前記基端との間に位置している弁部材と、
   を備え、
   前記膨張可能な構造の前記先端が、左心室内に位置するようになっており、
   前記膨張可能な構造の前記基端が、大動脈内に位置するようになっており、
   前記膨張可能な構造が、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
   心臓の左心室及び大動脈の間に配置される大動脈弁置換用の人工弁。
4. 前記膨張可能な構造が、
   前記先端に関連付けられた第１のチャンバーと、
   前記基端に関連付けられた独立の第２のチャンバーと、
   を備える、
   請求項３に記載の弁。
5. 少なくとも第１の膨張可能なチャンバー、及び、該第１の膨張可能なチャンバーと流体連通していない第２の膨張可能なチャンバーを有し、少なくとも部分的に略環状のリングを形成するようになっている膨張可能なボディと、
   該膨張可能なボディに連結され、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる弁と、
   前記第１の膨張可能なチャンバーに連通する第１の膨張ポートと、
   前記第２の膨張可能なチャンバーに連通する第２の膨張ポートと、
   を備え、
   前記膨張可能なカフが、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
   心臓血管の人工弁。
6. 膨張可能なボディと、
   該ボディに連結され、第１の軸方向の流れを許容すると共に前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを禁ずる弁と、
   前記膨張可能なボディに取外し自在に連結された少なくとも２本の制御ワイヤと、
   を備え、
   前記膨張可能なカフが、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
   心臓血管の人工弁。
7. 膨張可能な構造を有する人工弁を、心臓の生来の弁の近くに、経管的に進めるステップと、
   前記膨張可能な構造の第１のチャンバーを膨張させるステップと、
   前記膨張可能な構造の第２のチャンバーを別に膨張させるステップと、
   を備え、
   膨張可能なカフが、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
   心臓に人工弁を埋め込む方法。
8. 前記膨張可能な構造の第１のチャンバーを膨張させるステップが、前記弁の先端を膨張させることを含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記第１のチャンバーを少なくとも部分的に膨張させた後に、前記弁を略引っ込めるステップを更に備える、請求項２に記載の方法。
10. 前記膨張可能な構造の第２のチャンバーを膨張させるステップが、前記弁の基端を膨張させることを含む、請求項１に記載の方法。
11. 患者について、大動脈弁を通る最小の横断最小流れ領域が０．７５ｃｍ^２以下であると確認するステップと、
    前記弁を通じて、前記最小の横断最小流れ領域を拡げるステップと、
    少なくともおよそ１．７５ｃｍ^２の最小の断面最小流れ領域を持つ人工弁を設けるステップと、
    を備え、
    前記人工弁は、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
    患者を治療する方法。
12. 心臓血管で、生来の弁と流体連通するように一時的な弁の膨張可能な構造を膨張させるステップと、
    前記生来の弁の少なくとも一部を経管的に取り除くステップと、
    生来の弁を補完又は置換するための人工弁を設けるステップと、
    前記一時的な弁を取り除くステップと、
    を備え、
    前記人工弁が、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
    患者を治療する方法。
13. 一時的な弁を、生来の弁の流れと連続となるように位置決めするステップと、
    膨張する人工弁を前記一時的な弁の上流に設けるステップと、
    前記一時的な弁を取り除くステップと、
    を備え、
    前記人工弁が、約４ポンド（１．８ｋｇ）の荷重のもとで０．３インチ（７．６２ｍｍ）を越える変形をしない、十分なつぶれ耐性を有している、
    鼓動する心臓上で手術を行う方法。

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