JP5970458B2 - 心臓弁支持構造体 - Google Patents

Description

本出願は、２０１０年９月１日に出願された米国特許仮出願第６１／３７９，２３５号の優先権を主張するものであり、該仮出願は、その全体を参照により本明細書に組み込まれる。

心臓弁逆流は、心臓の収縮時に心臓の弁尖が完全に閉鎖しない場合に発生する。心臓が収縮すると、血液は閉鎖不全の弁尖を通じて逆流する。例えば、僧帽弁逆流は、心室の収縮時に血液が僧帽弁を通じて左心房に逆流すると発生する。

逆流は、弁尖の疾患により発生する例（例えば、一次的すなわち「器質的」逆流）がある。逆流はまた、左心室の拡大により発生することがあり、その結果僧帽弁輪が二次的に拡大する。弁輪が拡大すると僧帽弁の弁尖同士が広がって離れ、先端部の接合不全および二次的リーク、いわゆる「機能的逆流」が生じる。

現在、一次的逆流は、心臓の収縮時に生来弁尖が完全に閉鎖できるよう、クリップ、スーチャー、フックなどを使用して生来弁尖の再構築を図り修復されている。疾患が過度に進行すると、弁全体を機械プロテーゼまたは生体プロテーゼに置換する必要がある。例として、事実上の弁尖付き弁置換までの縫合人工弁輪があり、縫合輪は僧帽弁輪に縫着される。人工弁輪も弁輪に縫着され、同様に弁輪の再構築を図って使用され、生来弁尖同士を接近させ適切に閉鎖できるようにする。

カテーテルを使用した大動脈弁置換術の成功に基づき、同様のタイプの置換弁を使用して僧帽弁の非侵襲性置換を行う類似技術の評価への関心が高まりつつある。

しかし、大動脈弁と異なり、僧帽弁輪には置換僧帽弁を配置するのに都合のよい標識点がない。置換大動脈弁を必要とする患者では、大動脈弁輪の高さおよび幅は、カルシウム蓄積に伴う変性疾患の存在により一般に増大している。大動脈弁輪の断面積が減少するので、これらの組織変化により置換大動脈弁を所定位置に適切に固定しやすい。しかし、大動脈弁に典型的に見られる変性変化は、逆流が生じている僧帽弁には見られず、したがって僧帽弁輪は一般に大動脈弁疾患の弁輪よりも薄い。僧帽弁輪はより薄いので、置換僧帽弁を生来僧帽弁輪に適切に配置することは、比較的より困難である。僧帽弁輪の一般的な解剖学的構造もまた、置換僧帽弁を所定位置に適切に固定するのをより困難にしている。大動脈から左心室への移行部の大動脈弁輪と比べて、僧帽弁輪は左心房から左心室への移行をより平滑にしている。大動脈弁輪はより目立つ解剖学的構造であり、大きい「隆起」に置換大動脈弁をより容易に所定位置に固定できる。

一般に、大動脈弁輪は僧帽弁輪よりも小さい。僧帽弁輪の直径は約２．４ｃｍから約３．２ｃｍと見積もられているのに対し、大動脈弁輪の直径は約１．６ｃｍから約２．５ｃｍと見積もられている。

米国特許第７７５３９２３号明細書 米国特許第７５８５３２１号明細書

僧帽弁輪はより大きいので、現行の経皮送達弁を生来僧帽弁の位置に確実に埋め込むのは困難である。現行の置換大動脈弁は、展開し埋め込んでいる間に受ける、半径方向に拡張できる割合が限られている。僧帽弁輪に確実に固定されるような拡張形状を有する置換大動脈弁を提供するには、置換大動脈弁の潰れた送達プロファイルを増大させる必要がある。しかし、潰れた送達プロファイルを増大させると、血管内送達は患者にとってより危険になり、脈管構造内での操縦も大径の送達システムを用いてより困難となる。

一体型の置換僧帽弁を送達し埋め込む試みがいくつかなされているが、潰れて十分に小型の送達プロファイルになり、なおかつ血管アクセス部位を介して僧帽弁内の所定位置での拡張および固定が可能なデバイスを提供することは困難である。

生来僧帽弁の付近または内側に配置可能であり、置換僧帽弁を所定位置に固定するように適合された弁支持構造体または固定デバイスが必要とされている。

本開示のある態様は、心臓弁への血管内送達に適合された心臓弁支持体であって、潰れた送達形状と展開形状を有する第１支持要素と、潰れた送達形状と展開形状を有する第２支持要素と、第１支持要素から第２支持要素に伸長する第１ブリッジ部材であって、第１ブリッジ部材は送達形状と展開形状を有する第１ブリッジ部材と、第１支持要素から第２支持要素に伸長する第２ブリッジ部材であって、第１ブリッジ部材は送達形状と展開形状を有する第２ブリッジ部材とを有し、第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、展開形状で第１支持要素および第２支持要素から半径方向内側に伸長する、心臓弁支持体である。

いくつかの実施形態では、第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、第１支持要素および第２支持要素の周囲の第１および第２の別々の位置から伸長し、第１支持要素および第２支持要素から対称的に伸長できる。第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、第１支持要素および第２支持要素から、互いに約１８０度離れて伸長できる。

いくつかの実施形態では、第１支持要素および第２支持要素の少なくとも一方は、輪状形状を有する。

いくつかの実施形態では、第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、置換心臓弁と確実に係合するように適合された置換弁係合部分をそれぞれ有する。各係合部分は、置換心臓弁の一部分に確実に係止するように適合された固定要素および／または係止要素を有してよい。

いくつかの実施形態では、第１支持要素および第２支持要素は、少なくとも１つの場所で優先的に屈曲するように適合される。

いくつかの実施形態では、第１支持要素および第２支持要素は、それぞれ展開形状で曲線部分を有し、曲線部分は潰れた送達形状でより急な曲線形状を呈するように適合される。

いくつかの実施形態では、第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、展開形状で一般にＣ字形である。

いくつかの実施形態では、第１支持要素は、送達システムと反転可能に結合するように適合された少なくとも１つの結合要素を有する。少なくとも１つの結合要素は、ねじ穴でよい。

いくつかの実施形態では、第２支持要素は、展開形状で第１支持要素の展開形状の寸法よりも大きい寸法であり、必要な場合に心組織に付着し半径方向に係合する１つまたは複数の固定要素があってもなくてもよい。

本開示のある態様は、僧帽弁を置換するための血管内送達に適合されたシステムであって、心臓弁支持体であって、潰れた送達形状と展開形状を有する第１支持要素と、潰れた送達形状と展開形状を有する第２支持要素と、第１支持要素から第２支持要素に伸長する第１ブリッジ部材であって、第１ブリッジ部材は送達形状と展開形状を有する第１ブリッジ部材と、第１支持要素から第２支持要素に伸長する第２ブリッジ部材であって、第１ブリッジ部材は送達形状と展開形状を有する第２ブリッジ部材とを有し、第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は展開形状で第１支持要素および第２支持要素から半径方向内側に伸長する、心臓弁支持体と、置換心臓弁であって、心臓弁支持体に固定されるように適合された拡張アンカーと複数の弁尖とを有する、置換心臓弁とを有する、システムである。

いくつかの実施形態では、ブリッジ部材は置換心臓弁と確実に係合するように適合される。

本開示のある態様は、患者の僧帽弁を置換する方法であって、第１支持要素と、第２支持要素と、第１支持要素および第２支持要素から伸長する第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材とを有する弁支持体を患者の僧帽弁付近の場所に血管内送達し、第１支持要素を潰れた形状から僧帽弁輪の面の下の心組織に対し固定される展開形状に拡張させ、ブリッジ部材を送達形状から生来僧帽弁弁尖の接合部と概ね揃う位置で展開形状に拡張させ、第２支持要素を潰れた形状から僧帽弁輪の面の上の左心房組織に対し固定される展開形状に拡張させることを含む、方法である。

いくつかの実施形態では、第１支持要素を拡張させることが、第１支持要素が心組織に対し自己拡張するのを可能にすることを含む。

いくつかの実施形態では、各ブリッジ部材を拡張させることが、各ブリッジ部材が第１支持要素および第２支持要素から半径方向内側に伸長でき、展開形状を呈するのを可能にすることを含む。

いくつかの実施形態では、第２支持要素を左心房組織に対し拡張させる第２支持要素が自己拡張できることを含む。

いくつかの実施形態では、第１支持要素を拡張させる第１支持要素を概ね輪状形状の展開形状へと拡張させることを含む。

いくつかの実施形態では、第１支持要素を拡張させることが、生来僧帽弁に付着する乳頭筋および腱索に対し固定される第１支持要素を拡張させることを含み、これは乳頭筋および腱索を変位させることなく実行できる。

いくつかの実施形態では、生来弁尖は、第２支持要素の拡張後も機能し続ける。

いくつかの実施形態では、第１支持要素の拡張後に第２支持要素の拡張が起こる。

いくつかの実施形態では、ブリッジ部材を拡張させることが、ブリッジ部材が第１支持要素から第２支持要素に対称的に伸長するのを可能にすることを含む。

いくつかの実施形態では、ブリッジ部材を拡張させることが、ブリッジ部材が第１支持要素および第２支持要素から互いに約１８０度離れて伸長するのを可能にすることを含む。

いくつかの実施形態では、第２支持要素を拡張させることが、第２支持要素を、第１支持要素の展開形状の寸法よりも大きい寸法で展開形状へ拡張させることを含む。第２支持要素は、心組織を突き通すように適合された１つまたは複数の固定要素を有してよい。

いくつかの実施形態では、方法はさらに、置換僧帽弁を弁支持体に固定することを含む。置換僧帽弁を弁支持体に固定することは、置換僧帽弁を潰れた送達形状から拡張形状に拡張させることを含んでよい。置換僧帽弁を拡張させることは、置換僧帽弁をバルーンといっしょに拡張させること、および／または置換僧帽弁が自己拡張するのを可能にすることを含んでよい。置換僧帽弁を弁支持体に固定することは、置換僧帽弁を弁支持体内側で半径方向に固定することを含んでよい。置換僧帽弁を弁支持体に固定することは、置換僧帽弁要素を弁支持体要素に係止させて置換僧帽弁を弁支持体に係止させることを含んでよい。各ブリッジ部材はブリッジ係止要素を有してもよく、置換僧帽弁は複数の係止要素を有してもよく、これにより係止のステップは、複数の係止要素の１つがブリッジ係止要素の一方に係止し、複数の係止要素の２つめがブリッジ係止要素の他方に係止することを含む。

本明細書中で引用するすべての刊行物および特許出願は、個々の刊行物おまたは特許出願が具体的かつ個別に示され参照により組み込まれるのと同じ範囲で、本明細書に参照により組み込まれる。

本開示の新規特徴は、添付された請求項で詳細に述べられる。本開示の特徴と利点は、本開示の諸原理を利用がされた例示的な実施形態を示す以下の詳細な説明および付随する図を参照することで、よりよく理解されよう。

拡張形状の例示的な置換僧帽弁支持構造体の図である。 拡張形状の例示的な置換僧帽弁支持構造体の図である。 拡張形状の例示的な置換僧帽弁支持構造体の図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達するための例示的な送達システムの図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達するための例示的な送達システムの図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達するための例示的な送達システムの図である。 例示的な置換僧帽弁支持構造体を送達し展開するための例示的な方法の図である。 例示的な置換僧帽弁支持構造体を送達し展開するための例示的な方法の図である。 例示的な置換僧帽弁支持構造体を送達し展開するための例示的な方法の図である。 例示的な置換僧帽弁支持構造体を送達し展開するための例示的な方法の図である。 例示的な置換僧帽弁支持構造体を送達し展開するための例示的な方法の図である。 置換僧帽弁を展開し置換僧帽弁支持構造体に固定する例示的な方法の図である。 置換僧帽弁を展開し置換僧帽弁支持構造体に固定する例示的な方法の図である。 置換僧帽弁を展開し置換僧帽弁支持構造体に固定する例示的な方法の図である。 置換僧帽弁を展開し置換僧帽弁支持構造体に固定する例示的な方法の図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達する例示的な送達システムの図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達する例示的な送達システムの図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達する例示的な送達システムの図である。 置換僧帽弁支持構造体を送達する例示的な送達システムの図である。 例示的な置換僧帽弁支持体の断面図である。 下部支持要素の直径が上部支持要素の直径よりも小さい、拡張した弁支持体の図である。 リークを低減するシールを有する実施形態の図である。 リークを低減するシールを有する実施形態の図である。

本開示は一般に、生来心臓弁または生来弁輪の付近または内側に埋め込まれるように適合され、かつ置換心臓弁を支持するように適合された心臓弁支持構造体に関する。支持構造体は、置換心臓弁と相互作用して置換心臓弁が生来弁または生来弁輪の付近または内側の埋込位置に固定されるように適合される。いくつかの実施形態では、支持構造体は、僧帽弁輪の付近または内側に配置されるように適合され、続いて送達される置換僧帽弁と相互作用して、置換僧帽弁が所定位置に固定され生来僧帽弁に代わって機能するように適合される。

本開示はまた、患者の生来僧帽弁を置換するための２段階の血管内埋込手順を提供する。一般に、支持構造体はまず、僧帽弁輪の付近または内側に配置され、所定位置に固定される。続いて置換僧帽弁が支持構造体に固定され、置換僧帽弁は弁輪の付近または内側に所定位置に固定される。支持構造体と置換僧帽弁を２段階で埋め込むことで、置換僧帽弁は低送達プロファイルを有することができる。支持構造体が存在するので、置換僧帽弁は生来組織に接触するほど拡張する必要がないからである。これにより、大動脈弁を生来僧帽弁に配置しようとする際または一体型の僧帽弁インプラント（すなわち生体内で組み立てられないインプラント）を生来僧帽弁の内側に配置しようとする際に必要であろう、大きな送達プロファイルを有する置換弁の必要がなくなる。

図１Ａから図１Ｃは、拡張形状の弁支持体の例示的な実施形態を示す。弁支持体１０は、第１支持要素１２と、第２支持要素１４と、第１支持要素１２から第２支持要素１４に伸長する第１ブリッジ部材１６および第２ブリッジ部材１６とを含む。図１Ａは、弁支持体１０の斜視図であり、図１Ｂおよび図１Ｃはそれぞれ弁支持体１０の側面図と上面図である。図１Ｂに示すように、各ブリッジ部材１６は弁係合部分１８を含む。

いくつかの実施形態では、第１支持要素および第２支持要素の形状は、拡張形状で概ね輪状である（例えば図１Ａ参照）。しかし、患者間で異なる心臓の解剖学的構造により、支持要素は多様な寸法と形状が必要となりうる。したがって、支持要素は、必要に応じていかなる解剖学的構造にでも固定される任意の形状でよい。例えば、支持要素は概ね楕円形状でよい。加えて、各支持要素は同じ一般的形状でなくてもよい。例えば、上方支持要素は概ね輪状形でよく、下方支持要素は概ね楕円形でよい。ブリッジ部材は、第１支持要素と第２支持要素を動作可能に接続し、第１の支持要素から一般に半径方向内側および軸方向に離れる方向に伸長してから第２支持要素に向けて半径方向外側に伸長する。例えば、図１Ａから図１Ｃの実施形態では、ブリッジ部材１６は、支持体１２から半径方向内側の方向および軸方向に、支持要素１２から離れて支持要素１４に向けて伸長してから、支持体１４に向けて半径方向外側に伸長する。ブリッジ部材の弁係合部分は、支持要素に対し半径方向内側に配置されている。ブリッジ部材は、弁係合部分が支持要素に対し半径方向内側に配置された状態で、図１Ａから図１Ｃに示す形状に付勢されている。ブリッジ部材はこのような形状へと付勢されているので、続いて配置される、ブリッジ部材内側で拡張形状に拡張する置換僧帽弁に対し、半径方向内向きの力を及ぼすように適合されている（下記）。したがって、ブリッジ部材は置換心臓弁に係合するように適合され、置換僧帽弁を弁支持体に固定する。

図１Ａから図１Ｃの実施形態では、ブリッジ部材は、支持要素の周囲の別々の場所の支持要素から伸長する。つまり、本実施形態では、ブリッジ部材は支持要素の全周から伸長するのではない。もしそうならば、弁支持体は一般的な砂時計の形状になるだろう。したがって、ブリッジ部材は支持要素の完全な伸長部ではない。図１Ａから図１Ｃの実施形態では、２つのブリッジ部材が支持要素の周囲の別々の場所から伸長しているが、弁支持体は、支持要素の周囲の別々の場所の支持要素から伸長する２つより多くのブリッジ部材を含んでよい。

図１Ａから図１Ｃの実施形態では、ブリッジ部材はまた、第１支持要素および第２支持要素から対称的に伸長する。つまり、弁支持体の少なくとも１つの図において、対照的な弁支持体の複数の部分を創る、少なくとも１つの線または面が弁を通って伸長する。例えば、図１Ｃを参照すると、ブリッジ部材を通って伸長しブリッジ部材同士を結合する線は、弁支持体の対称的な複数の部分を創る。または、例えば図１Ｂを参照すると、弁支持体の中心を通って伸長する垂直線は、弁支持体の対称的な複数の部分を創る。

いくつかの実施形態では、第１支持要素および第２支持要素ならびにブリッジ部材は、送達形状に変形可能でありながら、拡張形状への自己拡張や１つまたは複数のコンポーネントのバルーン膨張による任意追加の拡張に適合された、弾性材料から作られる。例えば、支持体は、その超弾性特性に依拠してＮｉｔｉｎｏｌ製でよい。いくつかの実施形態では、弁支持体は、ニチノールなどの形状記憶特性を有する材料から作られ、加熱により変態温度を上回ると拡張した記憶形状に戻るように適合される。弁支持体がニチノールなどの材料から作られるいくつかの実施形態では、形状記憶特性および超弾性特性が利用される。図１Ａから図１Ｃの実施形態では、弁支持体１０は、自己拡張（材料の超弾性に依拠）または変態温度を上回る加熱（体温に晒されるなど）により、図示の拡張形状に戻るように適合される。

支持構造体が生来僧帽弁内の所定位置で拡張し固定されると、潰れた送達形状の置換僧帽弁が第１支持構造体を通って進められ、ブリッジ部材内側に配置される。置換僧帽弁の拡張（例えばバルーン拡張、自己拡張など）により置換僧帽弁が拡張するだけでなく、ブリッジ部材に拡張力が加わり、ブリッジ部材が生来弁輪に向けて半径方向外側に伸長する。置換僧帽弁の拡張により、置換弁はブリッジ部材と係合し置換僧帽弁は弁支持体に固定される。ブリッジ部材は一般に半径方向内側に拡張する形状に付勢されているので、置換僧帽弁に半径方向内向きの力を加えて置換僧帽弁が所定位置に固定されるのを補助する。例示的な展開手順のさらなる詳細を以下に説明する。

図１Ａから図１Ｃの実施形態では、ブリッジ部材と支持要素は単独で別々の要素であり、任意適当な技術（例えば、はんだ付けなど）により互いに取り付けられている。いくつかの代替実施形態では、支持要素とブリッジ部材は互いに固定される必要のある構成要素のない単体として製造される（例えば、以下図３Ａから図７の例示的実施形態を参照されたい）。例えば、いくつかの実施形態では、弁支持体の製造は簡略化されるが、これは置換僧帽弁を所定位置に保持するのに必要な所定の拡張率および力を考慮して予備形成された１つの筒形の形状記憶材から製造するからである。

いくつかの実施形態では、第１支持体の基部から第２支持体の上部までで測定する弁支持体の高さは、約１ｃｍから約５０ｃｍで、ステント付き心臓弁などの置換心臓弁の高さを受け入れることができる。いくつかの実施形態では、高さは５０ｃｍを上回る。いくつかの実施形態では、弁支持体の高さは約１０ｃｍから約２５ｃｍの間である。例えば、拡張形状でのステント付き心臓弁の高さは、約１７．５ｍｍでよい。しかし、いくつかの実施形態では、弁支持体の高さは置換心臓弁の高さよりも低い。これらの数値は単なる例示であり、限定するものではない。加えて、２つの輪状の支持要素は異なる寸法を有してよい。例えば、２つの支持要素は、概ね輪状であれば、異なる直径を有してよい。いくつかの実施形態では、第１支持要素は第２支持要素より大径であるが、これは第１支持要素が留置される解剖学的位置が、第２支持要素が留置される解剖学的位置より広いからである。図１Ａから図１Ｃの実施形態では、より小さい左心室や左心室内の乳頭筋、腱索、その他の支持構造物などに対しより大きい左心房で支持要素１２が拡張するので、支持要素１２は支持要素１４より大径でよい。上方支持要素と下方支持要素の寸法の考えられる相違については、以下により詳細に説明する。

本明細書で説明される実施形態では、支持要素は外装要素を持たない。しかし、いくつかの実施形態では、１つまたは複数の支持要素は、シールスカートなどの外装要素を有して支持構造体および置換心臓弁の中または周囲の血流の封止を強化してよい。外装要素は、支持要素を囲み、高いシール機能を提供する、どのようなタイプの材料でもよい。

いくつかの実施形態では、１つまたは複数の支持構造体は、ポリエステル繊維（例えばＤａｃｒｏｎ）などの材料に覆われる。代わりに、または加えて、１つまたは複数のブリッジ部材は、Ｄａｃｒｏｎなどのポリエステル繊維に覆われてよい。

図２Ａは、例示的な送達デバイスおよびその中の潰れた送達形状の僧帽弁支持体を示す。送達デバイス３０は、アクチュエータ３４を含む駆動部分３５を含む。送達デバイス３０はまた、駆動部分３５に固定される、細長い本体３２を含む。送達デバイス３０はまた、ルアー３８と結合したガイドワイヤルーメン４２を含み、ルーメン４２はガイドワイヤ４０に沿って遠位に進められ（図２Ｂ参照）送達デバイス３０を患者体内の標的位置まで進めるように適合される。送達デバイス３０の折れ線より左側の部分は、送達デバイス３０の近位部分とみなしてよく、少なくともその一部分は手順を行う間患者体外に留まり、ユーザーが駆動部分３５にアクセスできるようにする。デバイスの折れ線より右側の部分は遠位部分とみなされてよく、一般に、手順を行う間患者体内を通って進められるように適合された送達デバイスの一部分とみなされる。駆動部分３５は、細長い本体３２の動きを制御するために駆動されるように適合されたアクチュエータ３４を含む。具体的には、アクチュエータ３４を駆動して、内側ルーメン４２および弁支持体４４に対する細長い本体３２の軸方向（すなわち近位と遠位）の動きを制御する。図２Ａおよび図２Ｂでは、アクチュエータ３４の回転により細長い本体３２の相対的な軸方向の変位を制御するが、他の任意適切なタイプのアクチュエータが使用されシステムに組み込まれ、細長い本体３２の軸方向の変位を制御してもよい。ルーメン４２は、その近位端の軸方向の動きにより、細長い本体３２に対し軸方向に変位可能である。送達デバイス３０はまた、デバイス３０の近位部分の近位端から伸長し、かつ細長い本体３２内で半径方向外側に伸長するがガイドルーメン４２の外側にあるデバイス結合部材３６を含む。デバイス結合部材３６の遠位領域は、展開手順の間弁支持体４４に開放可能に固定されているが（図２Ａおよび図２Ｂ参照）、弁支持体４４から制御可能に開放されて弁支持体を送達デバイスから開放するようにも適合されている。結合部材３６は、患者体外の近位部分を駆動されて起動し、弁支持体４４の動きを制御できる。図２Ａでは、弁支持体４４は、細長い本体３２内で潰れた送達形状にあり、ガイドルーメン４２に対し外側に配置されている。送達形状では、弁支持体４４の輪状部分４５がブリッジ部材４７の上に潰れている（ブリッジ部材は１つだけ示されている）。潰れたとき、輪状の支持体４５をざっと二分した各部は潰されて、拡張形状の時よりも急な曲線形状（すなわち、曲率半径がより小さい部分）のＣ字形を有する（図２Ｃに示す弁支持体の送達形状も参照されたい）。送達形状では、ブリッジ部材４７は拡張形状時よりも直線的な形状を呈する。以下により詳細に説明するように、輪状の支持要素は、特定の場所で曲がるように付勢されて、取付け手順の間や必要に応じて任意に再度潰れる間、容易に潰れるようにしてもよい。潰れた弁支持体の軸方向の位置は、結合部材３６によって制御される。図２Ｂは、弁支持体４４を送達デバイス３０から開放する手順の一部分を示す（以下により詳細に説明）。アクチュエータ３４の回転として示されるアクチュエータ３４の駆動により、細長い本体３２が近位方向に後退する。ガイドルーメン４２は、細長い本体３２が後退させられる間、そのままの位置に維持または遠位に進められてよい。細長い本体３２と（弁支持体４４が取り付けられた）結合部材３６の相対的な動きにより、弁支持体４４は細長い本体３２が近位に動かされるにつれて拡張を開始できる。図２Ｂでは、第１の弁支持要素（およびブリッジ部材４７のわずかな部分）が拡張している。細長い本体が後退し続けると、弁支持体４４は完全に拡張できるが、まだ結合部材３６と結合したままである。

図２Ｃは、送達デバイス３０の代替の斜視図であり、両方のブリッジ部材４７を示す。しかし、図２Ｃでは、支持要素４５は、送達形状で細長い本体３２内で潰れているとき、ブリッジ部材の各端部から一般に軸方向に離れて変形するように適合される。

図２Ａから図２Ｃの実施形態では、細長い本体３２は、例として限定ではなく、カテーテルでよく、その例は周知である。駆動部分３５は、例として限定ではなく、タフィーボルスト式でよく、アクチュエータ３４の回転により細長い本体３２の軸方向の動きを制御するのを可能にする。ガイドルーメン４２は、例として限定ではなく、脈管構造内を通って進められる間十分に撓みうる波形鋼で強化されたルーメンでよい。ガイドルーメン４２はまた、他の任意適当なタイプのガイドルーメンであってよい。

僧帽弁または他の房室弁へのアクセスは、経皮的（皮膚を介して）に患者の脈管構造を通じて行うのが好ましい。脈管構造内の遠隔位置への経皮アクセスは、当技術分野では周知である。血管アクセスのポイントによっては、僧帽弁へは、心房中隔を横断することで左心房に入ることが求められる順行的アプローチでよい。あるいは、僧帽弁へは、大動脈弁を通って左心室に入る逆行的アプローチでもよい。あるいは、僧帽弁へは、当技術分野では既知の経心尖アクセスでもよい。心房中隔を通じての例示的順行的アプローチおよび他の適切なアクセス法の付加的な詳細は、当技術分野では２００４年８月２５日に出願された米国特許第７，７５３，９２３号明細書などに述べられており、当該明細書はその内容が参照により本明細書に組み込まれる。

本明細書の支持構造体は、一般に置換僧帽弁用の支持体として説明されるが、置換三尖弁、置換肺動脈弁、置換大動脈弁などの他の置換心臓弁を支持するために所望の場所に送達されてもよい。

図３Ａから図３Ｅは心臓Ｈの断面図であり、生来僧帽弁ＭＶ内で弁支持体を展開する例示的方法を示す。僧帽弁へのアクセスは、大腿静脈、下大静脈、右心房を通り、心房中隔Ｓを横断し、左心房ＬＡに入る既知のアプローチを使用して達成される。このようなアプローチの例示的な詳細は、例えば、限定ではなく、米国特許第７，７５３，９２３号明細書に述べられている。図３Ａに示すように、ガイドカテーテル５０（例えば、１８Ｆガイドカテーテル）が、ガイドワイヤ５２に沿って中隔Ｓを通って進められ、僧帽弁へのアクセスを提供する。ガイドワイヤ５２は生来僧帽弁を通って進められ左心室に入っており、送達デバイスがガイドワイヤ５２上の生来僧帽弁内の位置に進められるようにする。あるいは、ガイドカテーテル５０はガイドワイヤ５２の上を生来僧帽弁内の位置に進められてもよく、その後ガイドワイヤ５２を取り除いてもよい。送達デバイスは、その後ガイドワイヤ５２を使用せずにガイドカテーテル５０を介して簡単に進めてもよい。しかし、続いて送達される置換僧帽弁をガイドワイヤ５２上に進められるように、好ましくはガイドワイヤ５２を所定位置に残しておいてもよい。

図３Ｂでは、送達デバイス５４とその中の潰れた弁支持体は、ガイドワイヤ５２上をガイドカテーテル５０を通じて進められて、ガイドカテーテル５０の遠位端から出ている。送達デバイス５４は、生来僧帽弁の弁尖Ｌを通じて進められ、図３Ｂに示すように、細長い本体５５の遠位端が左心室ＬＶ内に配置されるようにする。

図３Ｃに示すように、細長い本体５５は続いて弁支持体に対し近位に後退させられ、（例えば、図２Ａから図２Ｃのアクチュエータ３４などアクチュエータを使用して）細長い本体５５から弁支持体を開放する。本実施形態では、弁支持体はニチノールなどの弾性材料でできており、細長い本体５５が後退させられると自己拡張し始める。図３Ｃでは、第１支持要素５８は、図示のように自己拡張し拡張した輪状形状になっている。支持要素５８は拡張すると僧帽弁輪の面の下の心室組織と係合し、組織に対し自己を固定する。支持要素５８は、弁輪の下のスペースに優先的に位置決めされ、乳頭筋や腱索の機能を妨げないようこれらに与える損傷を最小限にするか損傷を与えることなく乳頭筋や腱索に対し固定される。支持要素５８は、生来僧帽弁弁尖が支持要素５８の拡張後も機能できるように十分遠位で拡張するのが好ましい。上述したように、いくつかの実施形態では、当該患者から測定した乳頭間距離に合わせて、下部すなわち下方の支持要素は、上部すなわち上方の支持要素よりも小径でよい。相対的に小径であることにより、下部支持要素は乳頭腱索を変位させることなく対向できる。腱索の一端は乳頭筋に、他端は生来弁尖に付着しており、乳頭筋や腱索を変位させると生来弁尖が適切に閉鎖できなくなり、弁支持体が拡張している間、逆流の原因となる。したがって、下部支持要素は生来弁尖の機能を妨げることなく所定位置に固定される。図７を簡単に参照すると、例示的な弁支持体が所定位置で拡張している。上部支持要素１２６よりも小径の下部支持要素１３０が示されている。支持要素１３０は、腱索１２４に対向するが変位させておらず、したがって乳頭筋１２２や腱索１２４の機能を妨げていない。支持要素１３０は弁輪の下のスペースで拡張し、支持要素１２６は左心房ＬＡ内で拡張する。本明細書の実施形態は、腱索および／または乳頭筋を変位させている下部支持要素を示すように見えるかもしれないが、下部支持要素が適切な寸法なので図７に示すような方式で拡張することを意図している。

図３Ｃに戻って、細長い本体５５がブリッジ部材６０の一部分に対し近位に後退させられると、ブリッジ部材６０の一部分が拡張できる。支持要素５８は、必要に応じて、手順のこの時点で細長い本体５５内に戻って再度潰れることができる。弁支持体の位置決めは、既知の可視化技術（例えば蛍光透視法や必要に応じて他の任意の画像化手段など）を使用して可視化でき、支持要素５８が適切に位置決めされていないと判断された場合は、細長い本体５５を弁支持体に対し遠位に進めるか、結合部材６４を細長い本体５５に対し後退させるか、その両方を組み合わせて、支持要素５８の少なくとも一部分を細長い本体５５内で再度潰すことができる。続いて弁支持体を再配置し、次に支持要素５８を再度拡張させることができ所望の解剖学的位置またはスペースで適切に留置されることを確実にする。

図３Ｄに示すように、細長い本体５５が近位に後退し続けると（図３Ｄには示していない）、第２支持要素６２が自己拡張して僧帽弁輪の上の心房側壁に対し自己を固定できる。いくつかの実施形態では、第２支持要素は、第２支持要素が心組織に対し固定されるのを補助する、または、支持要素が心組織に対し固定するため心組織を突き通すように適合された、アンカー、突起、クリップなどの形態の１つまたは複数の固定要素を含んでいる。１つまたは複数の固定要素が使用される場合は、支持要素の周辺部に配置されてよい。１つまたは複数の固定要素は、システムを送達するために潰れた形状すなわち送達形状を呈してよいが、送達システムから開放されると拡張した、すなわち固定形状に展開できる。例えば、固定要素は、固定形状に自己拡張する弾性材でよい。あるいは、固定要素は、駆動により固定形状に再構成されてもよい。しかし、いくつかの実施形態では、１つまたは複数の固定要素は、形状を変えるように適合されない。僧帽弁弁尖は、理解しやすいように図３Ｄでは示されていない。結合部材６４（図３Ｄでは１つだけ示す）は、まだ第２支持要素６２に制御可能に固定されている。支持要素６２は、手順のこの時点で細長い本体５５内に戻って再度潰れることができる。これは、支持要素５８について上記で説明されているとおり、生じる。いくつかの実施形態では、支持要素６２は、結合部材６４が固定される場所またはその付近で（送達形状へと潰れるために）優先的に屈曲するように適合されてよい。支持要素６２が細長い本体５２内で再度潰れるであろうと判断された場合は、近位に向けた力が結合部材６４に加えられることで支持要素６２に力が加わってよい。支持要素６２が、結合部材が固定される場所で優先的に屈曲するように適合される場合、支持体が優先的に屈曲するように適合された場所に力が加わる。これにより、支持要素６２は潰れた形状へとより容易かつ効率的に変形できる。支持要素６２が細長い本体５５内で潰れると、結合部材６４を後退し続けることで、支持要素５８も潰すことができる。支持要素５８は、支持要素６２と同じく、特定の場所で優先的に屈曲するように適合させてよく、送達形状への変形を容易にできる。

ブリッジ部材６０が支持要素６２（および支持要素５８）から伸長する場所は、互いにおよそ１８０度離れており、生来弁尖の接合部がおよそ１８０度離れているのと似ている。図３Ｄに示す拡張形状では、ブリッジ部材が支持要素から伸長する場所は、一般に２枚の生来弁尖の間の接合線の両端に配置されるのが好ましい。つまり、ブリッジ部材が支持要素から伸長する場所をつなぐ線は、優先的に（必要ではないが）２枚の生来弁尖の間の接合線と揃っている。１つまたは両方の支持要素は、これらの場所に放射線不透過マーカーを有して弁支持体を所定位置に適切に配向するのを補助してよい。ブリッジ部材を生来弁尖に対しこれらの場所に位置決めすることで、ブリッジ部材は埋込手順の間や、弁支持体が図３Ｄに示すように完全拡張形状に完全展開した後でも、生来弁尖の機能を妨げることがない（または、妨げるとしても最小限である）。生来弁尖はこの部分の手順を行う間も機能できるので、弁支持体の展開中時間は重大要素ではない。

本明細書の支持構造体は、一般に２つのブリッジ部材を含んで説明されるが、支持構造体には２つよりも多くのブリッジ部材が支持構造体の周りに任意の形状で配置されてよい。

次に、図３Ｅに示すように、ガイドワイヤ５２、ガイドカテーテル５０、細長い本体５５を所定位置に残したまま、ガイド部材５６が患者から後退させられる。ガイドカテーテル５０とガイドワイヤ５２は今や僧帽弁へのアクセスを提供でき、置換僧帽弁を生来弁の内側で拡張し固定されている弁支持体に固定できる。

図４Ａから図４Ｄは、その後の例示的な置換僧帽弁の送達と拡張を示す。図４Ａでは、置換弁７２を乗せたバルーン７０付きのバルーンカテーテルが、ガイドワイヤ５２上にガイドカテーテル５０内を、拡張した弁支持体側の半径方向の図示の位置まで進められている。一般に置換弁７２は、この例では置換弁に固定された拡張ステントと置換弁尖を有しているが、ブリッジ部材の弁係合部分６１の内側で半径方向に配置されるまで進められる。置換弁が（例えば心エコー図などの可視化技術を使用して）房室の境界をまたいで最適な位置にあると判断されると、置換弁を拡張させることができる。

図４Ｂに示すように、バルーン７０は拡張流体で満たすことで拡張されるが、これは当技術分野では既知の方法である。バルーン７０が拡張すると、置換弁の拡張ステント部分が拡張する。ステントが拡張すると、弁支持体のブリッジ部材に半径方向外向きの力がかかり、ブリッジ部材は拡張する（またはむしろ、一般に半径方向外向きに変形する）。ステントが拡張すると、ステントは生来弁尖を弁輪に向けて外側に押す。ステントが拡張すると、ステント材で画定されたステントの開口部は、ブリッジ部材の弁係合部分の突起または他の表面機能と係合し、拡張ステントがブリッジ部材に固定されるように適合される。ブリッジ部材の半径方向内向きの付勢もまた、半径方向内向きの固定する力をステントにかけることにより、置換弁を弁支持体の内側に固定するのを補助する。ステントもブリッジ部材に半径方向外向きの力を同様にかけており、両者は置換弁が所定位置に固定されるように相互作用して、置換弁が軸方向に変位することや潰れることを防止する。加えて、ブリッジ部材は、拡張した置換弁の拡張過程の間、（図４Ｂで示すような）優先的な拡張形状を呈するように適合されてよい。例えば、ブリッジ部材は、ブリッジ部材の拡張時優先的に屈曲する屈曲部７５を有するように適合されてよく、これにより置換弁の拡張過程で２つの支持要素が互いに軸方向に離れていくのを防止できる。屈曲部７５はまた、置換弁を支持構造体に対し固定するのを補助できる。

置換弁が拡張し所定位置に固定された後、バルーン７０は、図４Ｃに示すように収縮し、ガイドワイヤとともに患者から引き抜かれる。バルーンが収縮すると、置換僧帽弁の弁尖Ｌが機能し始める。図示の３枚の弁尖は、既知の置換大動脈弁をこの例示的手順で生来僧帽弁の代わりに使用できることを示すが、その単なる例は、２００５年５月２７日に出願された米国特許第７，５８５，３２１号明細書に記載されている。

バルーン拡張型置換心臓弁が示されているが、置換心臓弁は自己拡張してもよい。

置換弁が弁支持体内側の所定位置で固定されると、結合部材６４は支持要素６２から外される。この例示的な実施形態では、結合部材６４の遠位端は、支持要素６２のねじ穴と係合するように適合されたねじ山を有する。結合部材６４が回転すると、結合部材６４は支持要素６２から緩み、それにより支持要素６４は支持要素６２から外される。続いてガイドカテーテル５０が、図４Ｄに示すように、インプラントを所定位置に残して患者から取り出される。

上述のように、経心尖アプローチ法、すなわち心尖を介して僧帽弁にアクセスできる。このようなアプローチ法では、結合部材６４は、本明細書の実施形態に示すように、上方支持要素６２よりもむしろ下方支持要素５８に固定されよう。結合部材６４は、本明細書に記載の同じ方法で、やはり駆動できよう。

図５Ａから図５Ｄは、例示的な送達デバイスとその中の送達形状の僧帽弁支持体を示す。送達デバイスと僧帽弁支持体は、図２Ａから図２Ｃの実施形態に示されるものと類似している。送達デバイス８０は、回転する雄ルアーロック８１と雌ルアーサイドポート８３を有する止血弁８２を含む。送達デバイス８０はまた、アクチュエータ８５に固定された細長い本体８４を含み、アクチュエータ８５は細長い本体８４の軸方向の動きを制御するために回転するように適合されている。デバイス１００は細長い本体８４内で潰れており、ルーメン８６に対し半径方向外側に配置される。送達デバイス８０はまた、ガイドワイヤルーメン８６を含み、ガイドワイヤルーメン８６はガイドワイヤ９０を中に受け入れ、ルアー８８と結合するように適合され、ガイドワイヤルーメンとルアーは細長い本体８４に対し軸方向に動くように適合される。結合部材９２は、上述の実施形態のとおり、弁支持体１００に反転可能に固定される。送達デバイス８０の他の詳細は、上述の実施形態に記載のものと同様でよい。

図５Ｂでは、アクチュエータ８５の駆動により、細長い本体８４が弁支持体１００に対し近位に後退する。これにより、図３Ａから図３Ｅの実施形態に示すように、弁支持体１００の遠位の支持要素１０１が組織（理解しやすいように、解剖学的構造は図示せず）に対し展開形状に自己拡張し始める。止血弁８２が代わりにまたは加えて（図５Ｂの矢印で示すように）近位に引かれて、細長い本体８４を弁支持体１００に対し後退させてもよい。加えてまたは代わりに、ガイドルーメン８６が細長い本体８４に対し（図５Ｂの矢印で示すように）遠位に進められてもよい。これらの動きのタイプは、弁支持体の拡張の原因または補助になりうる。

図５Ｃに示すように、弁支持体１００のブリッジ部材１０２は、細長い本体８４の相対的な近位の動きにより拡張し続ける。これは、（矢印で示すような）細長い本体の近位の動き、ルーメン８６の遠位の前進、またはこれらを任意に組み合わせることにより実施できる。細長い本体８４が相対的に動き続けると、図５Ｄに示すように、ついには第２支持要素１０３が展開形状に拡張する。第２支持要素１０３が自己拡張すると、結合部材９２は支持要素１０３とともに半径方向外側に伸長できる。

弁支持体が所定位置に配置されたと判断されると、ガイドルーメン９２は取り除かれ、置換心臓弁が弁支持体内側に配置できる。その一例を図４Ａから図４Ｄに示す。

図６は、第１支持要素１１４と、第２支持要素１１６と、ブリッジ部材１１８と、ねじ穴として図示され結合部材のねじ山部分と確実に係合するように適合され、その例が上記に記載された、結合要素１１２とを含む一体型の弁支持体１１０の断面図である。

図８Ａおよび図８Ｂは、弁支持体の代替実施形態を示す。弁支持体２００は、弁周囲リークを緩和するコンポーネントを含む。支持要素２０２および支持要素２０４ならびにブリッジ部材２０６およびブリッジ部材２０８に加えて、弁支持体２００は、１つまたは複数のフラップ２１０およびフラップ２１２を含む。フラップは弁支持システムの有効範囲を拡大し、自動車の泥よけと同様に機能して弁周囲リークの緩和に役立つ。送達中、例示的なフラップ２１０およびフラップ２１２は、図８Ｂに示すように上方支持要素２０２の周囲にまたは対向して折り込まれ、カテーテルの展開と同時にフラップは拡張または伸長して、図８Ａに示す形状になる（理解しやすいように、生来弁は図示せず）。フラップは、多種多様な高分子組成物などの可撓性と生体適合性のある材料で製造できる。フラップは、フラップを支持要素または被覆材に縫着し、縫着材のずれをブリッジ部材を使用して防止するなどの任意適当な機構により、弁支持体に固定できる。

展開時、いくつかの実施形態では、フラップは、弁輪の上で、心房壁に達するほど拡張しないかもしれない上方支持要素の側部を越えて配置される。これにより弁支持システムの有効範囲を数ミリメートル拡大できるので、弁周囲リークが低減される。あるいは、支持要素がより大きいいくつかの実施形態では、フラップは心房組織に強く押し当てられる。この使用法では、フラップは、弁支持システムが所定位置にあるとき追加のシールとして作用する。したがって、１つまたは複数のフラップは、弁周囲リークを低減し、および／または追加シールとして作用する、弁支持システムのコンポーネントとなりうる。

本明細書ではいくつかの実施形態を示し説明したが、これらの実施形態が例示にすぎないことは、当業者には明らかであろう。今や種々の変更形態、変化形態、代替形態などが、本開示から逸脱することなく当業者には想到されよう。本明細書に記載された開示の実施形態の種々の代替が、本開示の実施において使用されうることを理解されたい。

Claims (12)

1. 心臓弁への血管内送達に適合された心臓弁支持体であって、
   潰れた送達形状と展開形状を有する第１支持要素と、
   潰れた送達形状と展開形状を有する第２支持要素と、
   第１支持要素から第２支持要素に伸長し、送達形状と展開形状を有する第１ブリッジ部材と、
   第１支持要素から第２支持要素に伸長し、送達形状と展開形状を有する第２ブリッジ部材とを有し、
   第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、展開形状で第１支持要素および第２支持要素から半径方向内側に伸長し、
   前記第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、第１支持要素および第２支持要素の周囲に互いから約１８０度離れている別々の第１の場所および第２の場所から伸長する、心臓弁支持体。
2. 第１支持要素および第２支持要素の少なくとも一方が輪状形状を有する、請求項１に記載の心臓弁支持体。
3. 第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材が、置換心臓弁に確実に係合するように適合された置換弁係合部分をそれぞれ有する、請求項１に記載の心臓弁支持体。
4. 置換弁係合部分が、置換心臓弁の一部分に確実に係止するように適合された係止要素をそれぞれ有する、請求項３に記載の心臓弁支持体。
5. 第１支持要素および第２支持要素が、少なくとも１つの場所で優先的に屈曲するように適合された、請求項１に記載の心臓弁支持体。
6. 第１支持要素および第２支持要素が、展開形状でそれぞれ曲線部分を有し、各曲線部分は、潰れた送達形状でより急な曲線形状を呈するように適合された、請求項１に記載の心臓弁支持体。
7. 第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材が、展開形状で一般にＣ字形である、請求項１に記載の心臓弁支持体。
8. 第１支持要素が、送達システムに結合するように適合された少なくとも１つの結合要素を有する、請求項１に記載の心臓弁支持体。
9. 少なくとも１つの結合要素がねじ穴である、請求項８に記載の心臓弁支持体。
10. 第２支持要素が、展開形状で、第１支持要素の展開形状の寸法よりも大きい寸法を有する、請求項１に記載の心臓弁支持体。
11. 僧帽弁を置換するための血管内送達に適合されたシステムであって、
    心臓弁支持体を有し、前記心臓弁支持体が、
    潰れた送達形状と展開形状を有する第１支持要素と、
    潰れた送達形状と展開形状を有する第２支持要素と、
    第１支持要素から第２支持要素に伸長し、送達形状と展開形状を有する第１ブリッジ部材と、
    第１支持要素から第２支持要素に伸長し、送達形状と展開形状を有する第２ブリッジ部材とを有し、
    第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、展開形状で第１支持要素および第２支持要素から半径方向内側に伸長し、
    前記第１ブリッジ部材および第２ブリッジ部材は、第１支持要素および第２支持要素の周囲に互いから約１８０度離れている別々の第１の場所および第２の場所から伸長し、
    前記システムがさらに、
    心臓弁支持体に固定されるように適合された拡張アンカーと複数の弁尖とを有する、置換心臓弁を有する、システム。
12. 第１および第２ブリッジ部材が、置換心臓弁と確実に係合するように適合された、請求項１１に記載のシステム。

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