CN102858272A - 治疗脉管通道的膨胀设备 - Google Patents

治疗脉管通道的膨胀设备 Download PDF

Info

Publication number
CN102858272A
CN102858272A CN201080063892XA CN201080063892A CN102858272A CN 102858272 A CN102858272 A CN 102858272A CN 201080063892X A CN201080063892X A CN 201080063892XA CN 201080063892 A CN201080063892 A CN 201080063892A CN 102858272 A CN102858272 A CN 102858272A
Authority
CN
China
Prior art keywords
inflatable element
bloating plant
far
outer balloon
balloon element
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201080063892XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN102858272B (zh
Inventor
G·马德里
M·温斯顿
S·索克
M·D·富兰克林
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Edwards Lifesciences Corp
Original Assignee
Edwards Lifesciences Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Edwards Lifesciences Corp filed Critical Edwards Lifesciences Corp
Publication of CN102858272A publication Critical patent/CN102858272A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102858272B publication Critical patent/CN102858272B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
    • A61F2/2427—Devices for manipulating or deploying heart valves during implantation
    • A61F2/243—Deployment by mechanical expansion
    • A61F2/2433—Deployment by mechanical expansion using balloon catheter
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00743—Type of operation; Specification of treatment sites
    • A61B2017/00778—Operations on blood vessels
    • A61B2017/00783—Valvuloplasty
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/22—Implements for squeezing-off ulcers or the like on the inside of inner organs of the body; Implements for scraping-out cavities of body organs, e.g. bones; Calculus removers; Calculus smashing apparatus; Apparatus for removing obstructions in blood vessels, not otherwise provided for
    • A61B2017/22098—Decalcification of valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
    • A61F2/2412—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body with soft flexible valve members, e.g. tissue valves shaped like natural valves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
    • A61F2/2412—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body with soft flexible valve members, e.g. tissue valves shaped like natural valves
    • A61F2/2418—Scaffolds therefor, e.g. support stents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
    • A61F2/2427—Devices for manipulating or deploying heart valves during implantation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/24—Heart valves ; Vascular valves, e.g. venous valves; Heart implants, e.g. passive devices for improving the function of the native valve or the heart muscle; Transmyocardial revascularisation [TMR] devices; Valves implantable in the body
    • A61F2/2427—Devices for manipulating or deploying heart valves during implantation
    • A61F2/243—Deployment by mechanical expansion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A61M25/1002—Balloon catheters characterised by balloon shape
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10—Balloon catheters
    • A61M25/1011—Multiple balloon catheters

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

用于输送可膨胀元件至治疗位置的输送系统，其包括细长杆和与细长杆远端连接的可膨胀元件。可膨胀元件在收缩构造和膨胀构造之间可移动，并且具有内部可膨胀元件和至少部分围绕内部可膨胀元件的多个外部可膨胀元件。

Description

治疗脉管通道的膨胀设备
技术领域
本公开涉及可用于治疗心脏瓣膜疾病的装置和方法，包括球囊瓣膜成形术和经导管心脏瓣膜的输送。
背景技术
心脏瓣膜疾病是一个严重的问题，其涉及心脏的一个或多个瓣膜的故障。该故障可以各种方式自己表现出来。例如，瓣膜狭窄是天然心脏瓣膜的钙化或变窄。结果，天然心脏瓣膜不能完全打开并且通过天然瓣膜的血流受阻或受限。心脏瓣膜疾病的另一个例子是瓣膜闭锁不全。瓣膜闭锁不全是天然心脏瓣膜失灵不能适当关闭以防止通过瓣膜血液渗漏或回流。
已经开发了各种方法以治疗心脏瓣膜疾病。一些这些方法需要在天然心脏瓣膜中膨胀的球囊元件。例如，球囊元件可用在瓣膜成形术手术中，其中球囊元件位于天然心脏瓣膜内并膨胀以增加天然心脏瓣膜的开口尺寸(即，流动面积)并从而改善血流。可实施的另一个手术是瓣膜置换，其中天然心脏瓣膜被人工心脏瓣膜置换。在心脏中植入人工心脏瓣膜也可包括在瓣膜环中膨胀球囊元件。例如，球囊元件可用于增加天然瓣膜的尺寸，然后植入人工瓣膜和/或它可用于膨胀人工瓣膜本身和使其展开。
但是，天然瓣膜或其他脉管通道(vascular passageway)内球囊元件的膨胀可暂时地阻止或限制血液流动经过通道。如果血流在通道中被阻止或限制过长时间，可发生严重的损伤或死亡。而且，在瓣膜置换的情况下，人工心脏瓣膜的放置可由于左心室中压力的积累而变得复杂。因此，瓣膜成形术和瓣膜置换手术，以及其他类似的使用可膨胀球囊元件的过程通常必须快速地进行和/或利用心脏起搏过程，以便球囊元件仅被膨胀短暂时间。
发明内容
下列方法和装置涉及膨胀设备，其允许通过或围绕膨胀设备灌注血液。某些优选的实施方式涉及球囊元件，当球囊元件在通道中膨胀时，其允许通过或围绕球囊元件灌注血液。
在假体设备展开期间，在植入过程期间通过球囊元件阻塞通道——即使短时间段，可对医学过程引入并发症。在本文各种实施方式中描述的装置和方法可减少和/或基本上消除假体设备在其中膨胀期间通道的闭塞。
在本文各种实施方式中描述的装置和方法可允许更长的假体设备展开时间，消除对快速起搏心脏的需要和它的相关风险，以及允许在展开期间重新定位假体设备。
在第一种实施方式中，提供输送膨胀设备至治疗位置的系统。该系统包括具有远端的细长杆和膨胀设备，所述膨胀设备与细长杆的远端连接并在收缩构造和膨胀构造之间可移动。膨胀设备具有远端和近端，并且膨胀设备可包括内部可膨胀元件和多个外部可膨胀元件。多个外部可膨胀元件可至少部分围绕内部可膨胀元件。
在具体实施中，内部可膨胀元件可独立于多个外部可膨胀元件膨胀。在其他具体实施中，多个外部可膨胀元件的一个或多个可独立于其他的多个外部可膨胀元件膨胀。在其他具体实施中，多个外部可膨胀元件没有相对于内部可膨胀元件的外表面在可膨胀元件的近端和远端之间的区域处固定。可选地，在其他具体实施中，多个外部可膨胀元件可被固定在可膨胀元件的近端和远端。
在其他具体实施中，内部可膨胀元件可包括多个内部球囊元件。在其他具体实施中，当可膨胀元件处于它的膨胀构造时，至少一些外部可膨胀元件仅与一个内部球囊元件接触。
在其他具体实施中，内部可膨胀元件包括多个支柱，其具有近端和远端。支柱的近端和远端可从支柱的近端和远端进一步分开的第一方位可移动至支柱的近端和远端更靠近在一起的第二方位。在第一方位中，内部可膨胀元件处于收缩构造且在第二方位中内部可膨胀元件处于膨胀构造。
在其他具体实施中，内部可膨胀元件可包括第一内部球囊和第二内部球囊元件。第一内部球囊元件比第二内部球囊元件可具有更小的膨胀直径。第一和第二内部球囊元件可基本上是彼此同轴的，并且第一和第二内部球囊元件可彼此独立地膨胀。
在其他具体实施中，假体设备可以以蜷曲构造提供，并且外部可膨胀元件可具有配置为接合假体设备的外表面。在其他具体实施中，假体设备可以是人工心脏瓣膜，其具有形成多个连合(commissure)的多个小叶，并且，以外部可膨胀元件与假体设备多个连合的一个或多个间隔开的方位，人工心脏瓣膜可配置为位于外部可膨胀元件的外表面上。
在其他具体实施中，内部可膨胀元件具有远端部、近端部和在远端和近端之间的中间部，并且，当内部可膨胀元件处于膨胀构造时，中间部的直径小于远端部的直径。在其他具体实施中，当可膨胀元件处于膨胀构造时，在邻近的外部可膨胀元件之间提供间隙。在其他具体实施中，内部可膨胀元件和外部可膨胀元件包括球囊元件。在其他具体实施中，灌注腔可延伸经过可膨胀元件的远端和近端之间的杆，从而在使用期间为血液通过可膨胀元件提供另外的通道。
在另一种实施方式中，提供输送可膨胀元件至治疗位置的系统。该输送系统包括具有远端部的细长杆和可膨胀元件，所述可膨胀元件与细长杆的远端部连接并在收缩构造和膨胀构造之间可移动。可膨胀元件可具有远端和近端，并且可膨胀元件可包括从可膨胀元件的表面伸出的多个突出部分。当可膨胀元件处于膨胀构造时，多个突出部分可限定至少一个在可膨胀元件的远端和近端之间的通道。
在其他具体实施中，可膨胀元件可以是球囊元件。在其他具体实施中，至少一个通道可包括在可膨胀元件的远端和近端之间的至少一个纵向通道和至少一个圆周通道。在其他具体实施中，通道可包括在可膨胀元件的远端和近端之间的基本上螺旋的通道。在其他具体实施中，可膨胀元件可包括沿着可膨胀元件的长度具有大致圆形横截面的多个区域。
在另一种实施方式中，提供输送人工瓣膜经过患者脉管系统的装置。该装置包括主导管，其包括伸长的杆；和球囊导管，其具有伸长的杆，至少一个开口延伸通过杆的侧表面并且球囊元件与该杆的远端部连接。球囊导管的杆可以能够在主导管杆内纵向移动。球囊导管可包括延伸经过球囊导管至少一部分的灌注腔，该腔配置为当球囊元件处于膨胀状态时允许血液经过腔，血液经过球囊导管的杆中的开口。
在其他具体实施中，在球囊元件下的至少部分的球囊导管(例如，在人工瓣膜的安装区域)可包括可收缩部分，其在减小腔直径的收缩状态和增加腔直径的膨胀状态之间可移动。在其他具体实施中，该腔可包括在球囊元件的近端和远端之间延伸的多个分开的通道。
在另一种实施方式中，提供输送可膨胀元件通过患者脉管系统的方法。该方法可包括在细长杆的远端提供可膨胀元件的动作，该可膨胀元件具有远端和近端，该可膨胀元件包括内部可膨胀元件和至少部分围绕内部可膨胀元件的多个外部可膨胀元件；输送可膨胀元件至治疗位点；使内部可膨胀元件在患者体内的通道中膨胀；使多个外部可膨胀元件在通道中膨胀；和允许血液经过在通道的内表面与内部和外部可膨胀元件之间形成的多个间隙。
在其他具体实施中，方法也可包括提供假体设备的动作，将假体设备布置在可膨胀元件上，和通过使内部和外部可膨胀元件膨胀的动作在通道内展开假体设备。
在其他具体实施中，使内部可膨胀元件膨胀的动作可独立于使外部可膨胀元件膨胀的动作进行。在其他具体实施中，内部可膨胀元件可包括具有第一直径的第一内部球囊元件和具有第二直径的第二内部球囊元件。第一直径可小于第二直径并且第一和第二球囊元件可基本上是彼此同轴的。使内部可膨胀元件膨胀的动作可包括首先使第一内部球囊元件膨胀和接着使第二内部球囊元件膨胀。在其他具体实施中，使外部可膨胀元件膨胀的动作可包括使外部可膨胀元件的一个或多个膨胀，然后使其他的外部可膨胀元件膨胀。
本发明前述的和其他的目标、特征和优势从参考附图进行的下面详细说明将变得更加明显。
附图简述
图1图解膨胀设备沿着远端部定位的输送系统。
图2A图解输送系统一部分的部分横截面视图，以膨胀构造显示膨胀设备。
图2B图解图2A的输送系统的近视图。
图3图解输送系统的膨胀设备的视图，以膨胀构造显示。
图4图解输送系统的膨胀设备的端视图，以在环中膨胀构造显示。
图5A图解输送系统的膨胀设备的视图，以膨胀构造显示。
图5B图解沿着图5A的线5B-5B取的横截面视图。
图6图解输送系统的可选膨胀设备的横截面视图。
图7图解膨胀设备的横截面视图，以收缩状态显示并且位于环中，假体设备安装在其上。
图8图解图7的膨胀设备的横截面视图，以部分膨胀状态显示。
图9图解图7的膨胀设备的横截面视图，以充分膨胀的状态显示。
图10图解图7的膨胀设备的横截面视图，以膨胀状态显示，一些外部球囊元件缩小(deflate)。
图11图解膨胀设备的横截面视图，以收缩状态显示并且位于环中，假体设备安装在其上。
图12图解图11的膨胀设备的横截面视图，以部分膨胀状态显示。
图13图解图11的膨胀设备的横截面视图，以充分膨胀状态显示。
图14图解膨胀设备的部分横截面视图，假体设备安装在其上。
图15图解显示为膨胀状态的膨胀设备，在膨胀设备的远端和近端之间具有一个或多个血液灌注通道。
图16图解显示为膨胀状态的膨胀设备，在膨胀设备的远端和近端之间具有一个或多个血液灌注通道。
图17图解显示为膨胀状态的膨胀设备，在膨胀设备的远端和近端之间具有一个或多个血液灌注通道。
图18A图解膨胀设备的侧视图，具有内部球囊元件和多个分开的外部球囊元件，以收缩构造显示。
图18B图解图18A的膨胀设备的侧视图，以膨胀构造显示。
图19A图解膨胀设备的侧视图，具有内部球囊元件和围绕内部球囊元件的外部球囊元件，以收缩构造显示。
图19B图解图19A的膨胀设备的侧视图，以部分膨胀构造显示。
图19C图解图19A的膨胀设备的侧视图，以膨胀构造显示。
图20图解具有一个或多个灌注腔的输送系统的部分横截面视图。
图21图解图20的输送系统的部分横截面视图，以膨胀构造显示膨胀设备。
图22图解具有一个或多个灌注腔和可收缩部分的输送系统的部分横截面视图。
图23图解具有内部球囊元件和一个或多个灌注腔的膨胀设备的侧视图。
图24图解具有内部球囊元件和一个或多个灌注腔的膨胀设备的侧视图。
图25A图解具有一个或多个灌注腔的输送系统的部分横截面视图。
图25B图解图25A的输送系统沿着线25B-25B取的横截面视图。
图26A图解具有一个或多个灌注腔的输送系统的部分横截面视图。
图26B图解图26A的输送系统沿着线26B-26B取的横截面视图。
图27图解输送系统和将假体设备固定至该输送系统的远端的方法和装置。
图28图解输送系统和将假体设备固定至该输送系统的远端的方法和装置。
图29图解输送系统和将假体设备固定至该输送系统的远端的方法和装置。
图30图解输送系统和将假体设备固定至该输送系统的远端的方法和装置。
图31图解输送系统和将假体设备固定至该输送系统的远端的方法和装置。
图32图解具有机械的内部膨胀设备和多个外部球囊元件的膨胀设备，以非膨胀(收缩)构造显示。
图33图解具有机械的内部可膨胀元件和多个外部球囊元件的膨胀设备，以部分膨胀构造显示。
图34图解具有机械的内部可膨胀元件和多个外部球囊元件的膨胀设备，以膨胀构造显示。
图35图解图32的膨胀设备的实施方式，为了清楚外部球囊元件和大部分支柱被去除，以非膨胀(收缩)构造显示。
图36图解图32的膨胀设备的实施方式，为了清楚外部球囊元件和大部分支柱被去除，以膨胀构造显示。
图37图解图32的膨胀设备的实施方式，为了清楚大部分外部球囊元件和支柱被去除，以膨胀构造显示。
图38A图解输送收缩构造的假体设备至天然动脉瓣环中治疗位置的方法。
图38B图解使用图3的膨胀设备在天然动脉瓣环中展开图38A的假体设备的方法。
图38C图解在天然动脉瓣环中展开状态的图38A的假体设备。
图39是钙化的天然动脉瓣环的示意图。
图40图解安装在膨胀设备上的人工心脏瓣膜。
图41图解安装在膨胀设备上的人工心脏瓣膜的另一种实施方式。
图42图解多个外部球囊元件具有更短工作长度的膨胀设备的实施方式。
图43A是沿着图42的线43A-43A取的横截面视图。
图43B是沿着图42的线43B-43B取的横截面视图。
图44图解安装在在图42中显示的膨胀设备上的人工心脏瓣膜。
图45图解安装在膨胀设备上的人工心脏瓣膜的另一种实施方式。
图46图解膨胀设备的另一种实施方式，其中部分外部球囊元件附着至内部球囊元件的外表面。
图47A图解尾部连接和/或合并在一起的膨胀设备的另一种实施方式。
图47B图解尾部合并在一起的膨胀设备的另一种实施方式。
图48A和48B图解尾部合并在一起的膨胀设备的另一种实施方式。
图49图解由单个球囊元件形成的膨胀设备的实施方式。
图50A是沿着图49的线50A-50A取的横截面视图。
图50B是沿着图49的线50B-50B取的横截面视图。
发明详述
下面的描述本质上是示例性的并且不打算以任何方式限制本发明的范围、适用性或构造。在不脱离本发明范围的情况下，可在本文所描述的元件的功能和布置方面可对所述的实施方式作出许多变化。
如在本申请和权利要求中所使用，单数形式“一个”(“a”,“an”)和“所述(该，the)”包括复数形式，除非上下文明确地另外指出。另外地，术语“包括”意思是“包含”。进一步，术语“结合的”和“连接的”一般意思指电、电磁、和/或物理(例如，机械或化学)结合或连接，并且不排除在不存在具体相反语言的结合或连接的项目之间存在中间元件。
尽管为了便于表述，所公开方法的示例性实施方式的操作可以以具体、连续顺序描述，但是应当理解，公开的实施方式可包括不同于所公开的具体、连续顺序的操作顺序。例如，顺序描述的操作可在某些情况下重新安排或同时进行。进一步，结合一个具体实施方式提供的描述和公开内容不限于该实施方式，并且可应用于公开的任何实施方式。
而且，为了简单，附图可能不显示公开的系统、方法和装置可结合其他系统、方法和装置使用的各种情形(基于该公开内容，本领域普通技术人员可容易理解)。另外地，说明书有时使用术语例如“产生”和“提供”以描述所公开的方法。这些术语是可被实施的实际操作的高水平抽象。对应于这些术语的实际操作可根据具体的实施而变化并且本领域普通技术人员基于本公开内容可容易理解。
图1显示适合输送人工心脏瓣膜12(例如，人工动脉瓣)至心脏的输送装置10。装置10一般地包括易操纵的引导导管(guide catheter)14，和延伸通过引导导管14的球囊导管16。球囊导管16可包括多个腔以独立地输送流体至膨胀设备的一个或多个区域，如在下面更详细描述的。引导导管也可被称为柔性导管或主导管。如在图38A-38C中显示和在下面更详细描述的，人工瓣膜12可配置为在患者的主动脉环中展开。
引导导管14可包括柄部20和从柄部20延伸的伸长的导向管或杆22。球囊导管16可包括邻近柄部20的近端部24和伸长的杆26，其从近端部24延伸并通过柄部20和导向管22。柄部20可包括侧臂27，其具有与由柄部20限定的一个或多个腔流体连通的内部通道。膨胀设备28(例如，多个可膨胀球囊)可安装在球囊导管16的远端。在图1中，人工瓣膜12安装在膨胀设备28上并以蜷曲状态显示，提供减少直径的人工瓣膜12用于经患者的脉管系统输送至心脏。应当理解，膨胀设备28可配置为输送至没有人工心脏瓣膜安装在其上的治疗位置，为了不膨胀(off-expansion)设备输送人工瓣膜至治疗位置(如下面所讨论的)或为了在瓣膜成形术手术中使用膨胀设备。
虽然本文讨论的图解实施方式涉及蜷曲或安装在膨胀设备上的人工心脏瓣膜输送至治疗位置，但是应当理解，人工心脏瓣膜可以卷曲或安装在不同于膨胀设备位置的位置处(例如，膨胀设备的远侧或近侧)并可在使膨胀设备膨胀和展开人工瓣膜之前的某些时间在膨胀设备上重新定位。该不膨胀设备/闭合球囊(off-ballon)输送允许人工瓣膜被蜷曲成比如果人工瓣膜蜷曲在膨胀设备上可能的轮廓(profile)更低的轮廓。更低轮廓允许医师更容易地导航(navigate)输送装置(包括蜷曲的人工瓣膜)通过患者的脉管系统至治疗位置。当导航通过患者脉管系统的特别狭窄的部分，比如髂动脉时，更低轮廓的蜷曲人工瓣膜可尤其有用。
喷嘴(nose piece)32可安装在输送装置10的远端以方便输送装置10前进通过患者的脉管系统至植入位点。在一些例子中，使喷嘴32连接至单独的伸长的杆可以是有用的，以便喷嘴32可独立于输送装置10的其他元件移动。
喷嘴32可由各种材料形成，包括各种塑料材料。可选地，喷嘴32可包括可膨胀球囊元件。当膨胀时，喷嘴32可一般形成锥形，如在图1中显示。当喷嘴32包括球囊元件时，喷嘴32的膨胀可通过使腔从输送装置的近端延伸至喷嘴32实现。流体加压设备可与腔流体接触，并且喷嘴32可通过流体加压设备膨胀和缩小。喷嘴32可被膨胀以帮助跟随喷嘴32通过患者的脉管系统和/或提供人工瓣膜12可邻接的表面，其可帮助保持人工瓣膜12在输送装置上的位置，直到在治疗位点展开。在下面更详细讨论的其他实施方式中，喷嘴32可具有一个或多个腔以提供血液灌注通过喷嘴32。
如在图2A和2B中显示的，在图解的构造中，球囊导管16可进一步包括内部杆34(图2B)，其从近端部24延伸并同轴延伸穿过外部杆26和膨胀设备28。膨胀设备28可支撑在内部杆34的远端部上，其从外部杆26向外延伸，膨胀设备的近端部36固定至外部杆26的远端(例如，使用合适的粘合剂)。设定内部杆34的外直径的大小以便沿着外部杆的整个长度在内部杆和外部杆之间限定环形空间。球囊导管的近端部24可用流体通道38形成，其可流体连接至用于使膨胀设备膨胀的流体源(例如，盐水源)。流体通道38与内部杆34和外部杆26之间的环形空间流体连通，以便来自流体源的流体可流动通过流体通道38、通过杆之间的空间，并进入膨胀设备28以使其膨胀并展开人工瓣膜12。
近端部24也限定内部腔40，其与内部杆34的腔42连通。在图解的实施方式中，如果需要，可设定腔40、42的大小以接收鼻导管的杆。球囊导管16的内部杆34和外部杆26可由任何各种合适的材料形成，比如尼龙、编织的不锈钢丝或聚醚嵌段酰胺(商业上可得为
Figure BDA00002013302700101
)。杆26、34可具有由不同材料形成的纵向部分，以便沿着它们的长度改变杆的柔性。内部杆34可具有由形成的内部衬里或层以使与鼻导管杆的滑动摩擦力最小化。
膨胀设备28可包括多个球囊元件，包括，例如内部球囊元件50和多个外部球囊元件52，如在图2A和2B中显示的。如在图3和4中更清楚显示的，多个外部球囊元件52期望地至少部分围绕内部球囊元件50。外部球囊元件52可以以基本上相等的间隔围绕内部球囊元件50的外表面成角度地间隔开，如所显示的。
每个外部球囊元件52也优选地沿着内部球囊元件50的外表面54轴向延伸。外部球囊元件52可包括主外表面53，其配置为接收和压迫(urgeagainst)人工瓣膜(即，使人工心脏瓣膜径向膨胀)和/或配置为压迫通道的内表面(即，在瓣膜成形术手术期间)。另外，每个外部球囊元件52可包括位于主外表面53的远端和/或近端的一个或多个狭窄的部分55。
如在图3中最佳可见，外部球囊元件52优选地固定在内部球囊元件50的近端56和远端58处。外部球囊元件52的近端和远端56、58可固定至内部球囊元件、外部杆26或近端56和远端58附近的其他结构。如果外部球囊元件52包括狭窄的部分55，则最靠近近端56和远端58的狭窄的部分55的部分可以是固定至内部球囊元件、外部杆或其他相关结构的外部球囊元件的部分。
外部球囊元件52也可在近端56或远端58中间的位置固定至内部球囊元件50的外表面54；但是，每个外部球囊元件52期望只固定在近端56和远端58，以便在近端56和远端58之间外部球囊元件52的部分可相对于内部球囊元件50的外表面54自由移动。通过不将外部球囊元件52固定至内部球囊元件50的外表面54，外部球囊元件52可沿着外表面54自由移动。该自由移动允许外部球囊元件52当压缩时实现更低的轮廓，因为它们能够自我排列和/或移动至膨胀设备28的压缩轮廓的间隙中。
如在图4中显示的，当膨胀设备28在环61(或体内其他类似孔或通道)中扩张(膨胀)时，一个或多个间隙60优选地设置在至少两个邻近的外部球囊元件52之间。优选地，每个外部球囊元件52与邻近的外部球囊元件52间隔开，以便第一外部球囊元件52的侧(外)表面62不接触邻近外部球囊元件52的面对的侧表面62。因此，当膨胀设备28处于膨胀构造时，一个或多个间隙60可允许血液灌注通过在膨胀设备28的远端和近端56、58之间的体通道。
应当理解，外部球囊元件52的数量和大小可变化。例如，如果最后期望的假体设备膨胀的内直径为约23mm，则膨胀设备的膨胀的直径可以以多种方式配置以实现该膨胀。例如，内部球囊元件50可具有约15mm的膨胀直径并且7个外部球囊元件(图4)每个可具有约4mm的膨胀直径。因此，膨胀设备的最终膨胀直径为约23mm——与膨胀假体设备期望的内直径相同的直径。在另一种实例中，内部球囊元件50可具有为约17mm的膨胀直径。如果假体设备应当被膨胀至约23mm(如在之前实例中所描述的)，外部球囊元件52的膨胀直径应当比在之前实例中的小。在这种情况下，例如，外部球囊元件52的膨胀直径可为约3mm，以实现如在之前实例中相同的膨胀直径(即，23mm)。
在一些实施方式中，有至少5个外部球囊元件。通过提供至少5个外部球囊元件，膨胀设备的外轮廓的横截面可近似圆形。更优选地，如在图4中显示的，有至少7个外部球囊元件，以为膨胀设备的外轮廓提供更圆的横截面轮廓。如在下面更详细描述的，当使用本文公开的膨胀设备使人工心脏瓣膜膨胀时，可尤其期望近似圆形横截面。
图5A图解膨胀设备28的另一种实施方式，其包括内部球囊元件50和多个外部球囊元件52。图5B图解膨胀设备28的横截面视图，其显示该实施方式包括8个外部球囊元件52。如上面所讨论的，外部球囊元件52优选地不固定至膨胀设备28的近端56和远端58之间的内部球囊元件50。每个外部球囊元件52可在它各自的近端或远端分别固定至内部球囊元件的近端和远端。如果需要，外部球囊元件52可逐渐缩小至更小的直径(如在图5A中显示)或在近端56和远端58具有狭窄的部分(如在图3中显示)。
参看图6，提供另一种实施方式的横截面视图。在图6中所显示的实施方式中，膨胀设备70包括多个内部球囊元件72和多个外部球囊元件74。球囊导管的杆76可在内部球囊元件72之间延伸经过膨胀设备。
多个内部球囊元件72可用于产生能够实现各种形状的球囊组件。例如，3个内部球囊元件72可用于产生横截面大体为三角(三叶，tri-lobular)的膨胀的形状(如在图6中显示)。例如，当使人工瓣膜在动脉瓣和/或主动脉根的部分中膨胀时，三角形状可以是有用的。可选地，可选择内部球囊元件和外部球囊元件，以便膨胀设备膨胀的形状的横截面是基本圆形的，如在上述实施方式中。当然，如果需要，在上述具有单个内部球囊元件的实施方式中，外部球囊元件的大小(即，膨胀直径)可被改变以形成非圆形形状的横截面(例如，三角、椭圆形)。
在本文的每个实施方式中，膨胀设备的球囊元件可同时膨胀(扩张)或它们可单独扩张(例如，顺序地或在一个或多个阶段中)。优选地，每个内部球囊元件与每个外部球囊元件流体分开或不同。类似地，每个外部球囊元件可与其他外部球囊元件流体分开或不同。通过单独使至少一些球囊元件膨胀，其中膨胀设备膨胀的通道可部分或完全闭塞较短的时间段。例如，图7-13图解膨胀设备各个膨胀阶段，其可配置为使假体设备，比如人工心脏瓣膜膨胀，或配置为进行瓣膜成形术手术。
如在下面更详细描述的，在优选的实施方式中，外部球囊可以以交替组和/或顺序组膨胀，以增加膨胀设备的远端到膨胀设备的近端之间的血流(并且反之亦然)。因此，例如，如果提供两个顺序可膨胀(并且可缩小)组的外部球囊元件，第一组外部球囊元件可被膨胀并接着，在第一组膨胀之后，第二组外部球囊元件可被膨胀。在第二组被膨胀时，第一组可保持在它们的膨胀构造。通过以该方式使外部球囊元件顺序地膨胀，可减少两组外部球囊元件被扩张的时间量，其是有益的，因为当所有外部球囊元件被膨胀时，膨胀设备的末端之间的灌注路径被减少。类似地，两组外部球囊元件可被顺序缩小以在该过程期间增加血液灌注路径并减少灌注路径被减少的时间量。虽然该方法仅以两组外部球囊元件进行描述，但是应当理解，可提供超过两组可顺序膨胀和/或可交替膨胀的球囊元件。
另外，如本文更详细描述的，元件的顺序和/或交替膨胀不限于外部球囊元件。在各种实施方式中，内部和外部元件(球囊或机械的)可被顺序地膨胀和/或收缩。例如，第一内部球囊可被膨胀并接着一个或多个外部球囊可被膨胀。可选地，外部元件(一个或多个)可被膨胀并接着内部元件可被膨胀。
参看图7，假体设备86蜷曲于其上的膨胀设备以收缩构造显示。膨胀设备包括以缩小构造并支撑在内部杆81上的内部球囊元件82和多个外部球囊元件84。显示7个外部球囊元件84，但是如上面所讨论，在一些实施方式中，外部球囊元件的数量可以更少或更多。假体设备86蜷曲在收缩的膨胀设备上。如上面所讨论的，每个外部球囊元件84优选地具有相对于球囊元件82自由地浮动或可移动的部分(例如，中心纵向部分或轴向部分)，这允许外部球囊元件84收缩至更低的轮廓形状。为了展开(膨胀)假体设备86，膨胀设备和假体设备86可被移动至假体设备将被膨胀的治疗位点(例如，体通道或孔)。治疗位点可以是，例如天然瓣膜环80，如在图7-8中显示的。如在图7中可见，当人工瓣膜位于其上的膨胀设备完全收缩时，血液可经过在蜷曲假体设备86的外表面和环80的内表面之间的空间中的环。
参看图8，第一阶段的展开可包括通过使内部球囊元件82膨胀至它的膨胀构造使膨胀设备部分膨胀。内部球囊元件82的膨胀造成假体设备86部分膨胀，如在图8中显示的。因此，内部球囊元件82可被膨胀，而外部球囊元件84保持处于它们的收缩构造。为了促进内部球囊元件和外部球囊元件独立的和/或分开的膨胀，可提供分开的腔。在一些实施方式中，分开的腔可为并排构造；但是，应当理解，其他构造是可能的。
内部球囊元件82优选地膨胀至足够保持对假体设备86的摩擦力的大小。如果需要，假体设备86可通过移动膨胀设备根据需要重新定位(例如，通过在近端或远端方向上移动内部杆81)。对假体设备86的摩擦力可帮助保持假体设备86在膨胀设备上的位置。
如在图8中显示的，因为部分膨胀的膨胀设备和假体设备86的外直径小于环的内直径，所以血液仍然能够经过在部分膨胀的假体设备86的外表面和环80的内表面之间的空间中的环。
参看图9，膨胀设备以进一步膨胀的构造(例如，充分膨胀的构造)显示，内部球囊元件82处于膨胀状态并且外部球囊元件84处于膨胀状态。膨胀设备的充分膨胀也使假体设备86膨胀至它的充分展开的状态。如在图9中可见的，并且如上面就图4所讨论的，间隙60存在于内部球囊元件82和外部球囊元件84之间以及环80和内部球囊元件82之间。当膨胀设备在充分膨胀的情况下，这些间隙允许血液在假体设备86的近端和远端之间通过。
因此，如在图7-9中显示的，膨胀设备可使假体设备膨胀同时允许血液灌注膨胀设备的近端和远端之间。而且，膨胀设备在假体设备的展开期间(或在瓣膜成形术手术期间)分阶段地膨胀以使血流最大化。而且，因为当假体设备处于部分膨胀的构造时内部球囊元件82可被充分膨胀，部分膨胀的膨胀设备的大小和形状是可预测的。相反，在输送设备的膨胀期间尽管常规的球囊元件可被部分膨胀，但是常规的球囊元件的形状在膨胀期间一般是不可预测的，这是因为球囊元件不倾向于符合预测的形状直到实现球囊元件的充分膨胀。
在一些实施方式中，在内部球囊元件82被膨胀之前外部球囊元件84可被膨胀。优选地，当首先使外部球囊元件84膨胀时，外部球囊元件84可共同地膨胀至足够保持对假体设备86的摩擦力的大小，以实现同样的重新定位性，如上面就内部球囊元件82首先被膨胀的实施方式所描述的。
在另一种实施方式中，外部球囊元件84可相对于彼此分开膨胀。因此，如在图10中显示的，内部球囊元件82可被膨胀以部分膨胀假体设备86，并且接着外部球囊元件84可被分阶段地膨胀。例如，如在图10中显示，交替的外部球囊元件84以膨胀状态显示。以这种方式，在内部球囊元件82和环80之间存在的间隙60比图9中上述的那些间隙大，并且更多的血液灌注可能通过间隙60。
10中显示的构造可以是假体设备86展开阶段的说明或者它可以是在假体设备86展开之后膨胀设备收缩的说明。即，图10中显示的缩小的外部球囊元件84可以为处于中间阶段并且随后被扩张以帮助假体设备86的膨胀。可选地，图10中显示的构造可以是在假体设备86被充分展开之后一个或多个外部球囊元件84选择性收缩(缩小)的说明。因此，膨胀设备可迅速减少它的轮廓以允许血液灌注增加，然后被完全缩小或收缩。
膨胀设备膨胀(例如，使假体设备膨胀或进行瓣膜成形术)之后，膨胀设备也可被分阶段地缩小或收缩。例如，在内部球囊(一个或多个)缩小之前，外部球囊可被缩小。以这种方式，血液可被允许在邻近缩小的球囊元件的区域中膨胀设备的近端和远端之间通过并且可减轻对使剩余膨胀的球囊元件缩小的急迫性。
在另一种实施方式中，膨胀设备可包括多直径内部球囊组件，所述球囊组件由多个同轴布置的内部球囊元件组成，这样配置使得内部球囊元件可被膨胀至不同的直径。例如，图11图解假体设备102(例如，人工瓣膜)蜷曲在其上的膨胀设备100。膨胀设备100可包括第一内部球囊元件104和第二内部球囊元件106。第一内部球囊元件104和第二内部球囊元件106优选地是同轴的。在图解的实施方式中，第一内部球囊元件104和第二球囊元件106可都被支撑在内部杆107上。以与上述类似的方式，多个外部球囊元件108可至少部分围绕第一内部球囊元件104和第二内部球囊元件106。
第一内部球囊元件104和第二内部球囊元件106优选地具有不同的直径，以便膨胀设备100可扩张至多个可预测的、增加的直径。例如，第一内部球囊元件104可比第二内部球囊元件106具有更小的扩张直径。因此，如在图12中显示，当膨胀设备100被扩张(膨胀)至第一构造时——其中第一内部球囊元件104被充分扩张并且外部球囊元件108被充分扩张，膨胀设备的总扩张直径(轮廓)小于环110的内直径。但是，如在图13中显示的，当膨胀设备100被扩张(膨胀)至第二构造时——其中第二内部球囊元件106被充分扩张并且外部球囊元件108被充分扩张时，膨胀设备的总扩张直径(轮廓)基本上与环110的内直径相同。
因此，膨胀设备可分阶段地扩张(膨胀)，特征为可预测的、增加的直径。即，膨胀设备的膨胀可包括在缩小阶段(图11)和充分膨胀阶段(图13)之间的中间阶段(图12)。如在图12中显示的，在该中间阶段中，膨胀设备100仅部分被膨胀并且血液可更容易在膨胀设备100的近端和远端之间通过。优选地，第一和第二内部球囊元件是同心并且同轴的，以便它们可相对于假体设备以可预测的和均匀的方式膨胀。另外，如在其他实施方式中，应当理解，即使在充分膨胀的阶段(图13)，通过经过在邻近的外部球囊元件108之间存在的间隙(空间)109，血液能够在膨胀设备100的近端和远端之间通过。
如上所述的，在一个或多个外部元件之前内部元件可被扩张，或在内部元件之前一个或多个外部元件可被扩张。通过首先使外部元件扩张，可在膨胀过程的早期在邻近的外部球囊元件之间形成间隙(例如，通道)。当内部元件被膨胀时，邻近的外部球囊之间的这些间隙可被保持。以这种方式，随着膨胀设备从部分膨胀状态移动至充分膨胀状态，在膨胀设备中存在间隙，并且使得血液可在整个膨胀过程期间流过该设备。
在另一种实施方式中，膨胀设备可包括内部球囊元件127和至少部分围绕内部球囊元件127的多个外部球囊元件128。外部球囊元件128可相对于假体设备120定位以增加假体设备120的远端和近端之间的灌注。例如，如在图14中显示的，假体设备120可包括框架元件122和连接至框架元件122的多个小叶124。邻近的小叶124形成多个连合126。如在图14中显示的，假体设备120可安装在膨胀设备上，以便外部球囊元件128不与连合126对齐(或与其间隔开)。通过定位外部球囊元件128，使得它们不位于连合126的区域，通过利用血液流动经过假体设备120本身，可实现假体设备120的近端和远端之间的最大血液灌注。
虽然上述球囊元件可以各种横截面形状(例如圆形、三角、椭圆形等)形成，但优选地它们的横截面是基本上圆形的。当经历高压扩张时——如对于使假体设备膨胀所需要的，无论它们预先设定的形状如何，球囊元件有“圆化(round out)”的趋势。例如，虽然可能热定型球囊以具有椭圆形横截面，但是在高压扩张期间该椭圆形形状将倾向于扩张至基本上圆的横截面形状。因此，上述实施方式的优势是每个球囊元件(例如，内部和外部球囊元件)的横截面可配置为圆形，而膨胀设备横截面的总体轮廓更复杂并包括用于血液灌注的间隙。因此，即使经历高压膨胀时，膨胀设备最终的形状基本上与它的预先设定的形状相同，这是因为每个球囊具有预先设定的、具有基本上圆形横截面轮廓的形状。相反，具有非圆形横截面轮廓的球囊元件当高压膨胀时可能变形，并且球囊元件的最终形状可能不是所期望的。
在另一种实施方式中，提供了其他膨胀设备，其当经历高压膨胀时防止球囊元件的变形和/或使球囊元件的变形最小化。参看图15，公开了具有多个突出部分的膨胀设备150。膨胀设备150包括主体152和多个突出部分154，其从主体152径向延伸并且绕主体圆周地延伸。突出部分154限定沿着膨胀设备150的凹槽156，以允许血液从膨胀设备的近端158经过到达远端160。突出部分154优选地限定纵向凹槽162和圆周凹槽164。纵向凹槽162在基本上纵向方向上在近端158和远端160之间延伸，而圆周凹槽164在围绕膨胀设备150的圆周方向上延伸。优选地，纵向凹槽162基本上延伸膨胀设备150的长度并且圆周凹槽164基本上围绕主体152的圆周延伸；但是，只要当膨胀设备150在身体的孔或通道中处于膨胀构造时，纵向凹槽162和圆周凹槽164在膨胀设备150的近端158和远端160之间共同地形成一个或多个通道，则膨胀设备150可有效地允许血液在两个末端158、160之间通过。
如上所叙述，当经历高压时，球囊元件具有朝着圆形横截面构造变形的趋势。圆周凹槽164起到使扩张压的有害影响最小化的作用。具体而言，因为圆周凹槽164优选地围绕膨胀设备150的圆周延伸，所以在那些位置处当扩张时膨胀设备150可实现圆形的横截面，以使得在沿着球囊元件长度的其他位置处膨胀设备150的变形最小化。换句话说，通过使得在凹槽处的膨胀设备150部分实现圆形的横截面，在沿着膨胀设备150的纵向轴的其他位置处的变形力被阻止或至少被最小化。
因此，膨胀设备150可具有沿着膨胀设备150的长度延伸的多个圆形横截面区域。尤其地，这种圆形横截面区域可处于一个或多个圆周凹槽的位置处。另外，因为膨胀设备具有突出部分和在突出部分之间形成的凹槽，所以膨胀设备期望地沿着膨胀设备150的长度具有多个不同的横截面形状/大小。例如，在圆周凹槽处的横截面可以是圆形的并且具有一定的大小(直径)，而在其他位置处的横截面可以是非圆形的并且大小比圆周凹槽的横截面更大。
图16图解膨胀设备150的另一种实施方式。图16的膨胀设备比图15的膨胀设备包括更少的突出部分154。另外，图16的突出部分154沿着圆周方向是圆形的或锥形的。这些圆形部分166可降低非圆形部分“爆裂(blow-out)”的可能性。如在图15中，纵向凹槽162在近端158和远端160之间基本上纵向方向上延伸，而圆周凹槽164在围绕膨胀设备150的圆周方向上延伸。
虽然显示在图15和16中的每个膨胀设备150具有以格子样方式均匀分布的突出部分，但是，应当理解，突出部分可以沿着膨胀设备150的主体非均匀地间隔开。
在另一种实施方式中，提供膨胀设备170。如在图17中显示的，膨胀设备170包括内部球囊元件172和外部球囊元件(或突出部分)174，其从膨胀设备170的近端176延伸至远端178。通过绕内部球囊元件172的主体缠绕一圈或多圈，外部球囊元件174从近端176延伸至远端178。优选地，外部球囊元件174绕内部球囊元件172以图17显示的基本上螺旋的方式缠绕。因此，当内部球囊元件172和外部球囊元件174被膨胀时，血液可通过在外部球囊元件174的邻近径向突出部分之间形成的通道180灌注在近端176和远端178之间。如果外部球囊元件174围绕内部球囊元件172的表面以基本上螺旋的构造延伸，则所得通道的形状将也是基本上螺旋的。
外部球囊元件174优选地与内部球囊元件172连接以便当外部球囊元件174被膨胀时保持螺旋的形状。但是，可优选地使部分外部球囊元件自由(未附着至内部球囊元件172)，以便当球囊元件被缩小时膨胀设备170可具有更小的减小的轮廓。换句话说，如上面就显示在图3中的实施方式所描述的，外部球囊元件174可通过移动进入在膨胀设备170的压缩轮廓中的间隙自我排列。
如上面所讨论，球囊元件优选地具有圆形的横截面以防止或减小当扩张时球囊元件变形的机会。但是，其他形状可能是有优势的。例如，图18A和18B图解与显示在图3和4中的膨胀设备相似的膨胀设备190，除了内部球囊元件192是花生形的或狗骨形的。即，内部球囊元件192在近端194和远端196附近的部分比在中心的部分具有更宽的半径。多个外部球囊元件198基本上延伸内部球囊元件192的长度。外部球囊元件可以与其他实施方式的外部球囊元件相同或基本上相似的方式配置。例如，如上面就图3和4所描述的，外部球囊元件198可在近端194和远端196处被附着至内部球囊元件192，以便在近端194和远端196之间的每个外部球囊元件的中心区域未附着至内部球囊元件。
如上面所讨论和显示，例如在图4中，外部球囊元件可配置为提供间隙，用于在邻近球囊元件之间灌注血液。当结合多个外部球囊元件使用时，形状如在图18A和18B中显示的内部球囊元件的使用可以是有优势的，因为它可允许在膨胀设备的近端和远端之间甚至更多的流动。尤其地，因为外部球囊元件198优选地未附着在中心区域，所以当膨胀时，外部球囊元件198的内表面可与内部球囊元件192间隔开，这在外部球囊元件198和内部球囊元件192之间限定另外的间隙199。这些另外的间隙199可进一步促进近端194和远端196之间的血液流动。
而且，在膨胀过程期间，内部球囊元件192的狗骨形可帮助将人工瓣膜稳定在膨胀设备上。即，人工瓣膜可安装在近端194和远端196之间的人工瓣膜上，以便两个球根状或径向放大的区域的至少一部分(即，狗骨形内部球囊元件的宽部分)分别延伸超过假体设备的近端和远端。
当在环(例如，主动脉环)中展开人工瓣膜时，内部球囊元件192可被膨胀以将人工瓣膜稳定在膨胀设备上。通过将人工瓣膜安装在内部球囊元件192的两个球根状区域之间，人工瓣膜可牢固地保持在内部球囊元件192上。如果需要，人工瓣膜在环中的位置可被调整同时人工瓣膜牢固地安装在膨胀设备上。一旦人工瓣膜位于合适的展开位置上，一个或多个外部球囊元件198可被膨胀，如在图18B中显示的，以在该环中充分展开人工瓣膜。随着外部球囊元件198膨胀，外部球囊元件198压向人工瓣膜的内表面并造成人工瓣膜膨胀至它的展开构造。虽然遵循内部球囊元件192的曲线，在图18B中显示外部球囊元件198，但是应当理解，如果足够的压力施加至外部球囊元件198，则它们将在间隙199上方的区域处呈现更加棒状(例如，直线)的形状。
图19A-19C图解膨胀设备的另一种实施方式。图19A-19C的膨胀设备190与显示在图18A和18B中的膨胀设备类似，除了代替多个外部球囊元件，存在围绕内部球囊元件192的单个外部球囊元件198。如在图18A和18B的实施方式中，内部球囊元件192可被膨胀以使假体设备稳定或固定在内部球囊元件192上(图19B)。接着，通过使外部球囊元件198膨胀，假体设备可被在环中充分展开(图19C)。尽管图19A-19C的实施方式包括狗骨形内部球囊元件192，但是它不提供如在图18A-18B中显示的间隙199，因为在该实施方式中外部球囊元件198充分围绕内部球囊元件192。
在其他实施方式中，可使用其他技术、设备和方法增加安装在输送设备远端处的膨胀设备的近端和远端之间的血液灌注。图20图解灌注设备或导管组件200，其包括内部管或导管202，腔204在其中经过。球囊元件206可在一部分内部管202上延伸并且假体设备208(例如，人工瓣膜)可蜷曲在球囊元件206上。外部管、外壳或导管210(外壳)可沿着至少一部分内部管202延伸。头锥体(nose cone)212可提供在内部管202的远端。球囊元件206可包括常规可膨胀球囊或一个本文描述的膨胀设备。
腔204可被配置为接收引导线(未显示)。在假体设备前进至用于在体内膨胀的展开位置之后，引导线可从腔204去除(或至少从腔的远端去除)并且血液可被允许在球囊元件206的远端216和近端214之间灌注。参看图20，血液可在箭头218的方向上流动通过头锥体212和腔204。为了便于血液流出腔204，一个或多个开口220可提供在内部管202中。而且，如果外部管210位于内部管202之上，则外部管210也可包括多个开口222。优选地，外部管210中的开口222可邻近内部管202中的开口220排列或放置，以促进血液在球囊元件206的近端214流出腔。
图21图解图20灌注设备200的膨胀构造。如在图21中显示的，球囊元件206可被膨胀以展开假体设备208。在球囊元件206的膨胀期间，在球囊元件206的远端和近端之间的血流可被球囊元件206限制。但是，通过提供血液可流过的内通道(腔204)，可减小血液流动经过通道的限制。另外，如果灌注设备200与在其他实施方式中公开的内部和外部球囊元件构造一起使用，则血液灌注可被进一步增加。
在灌注设备200的改变中，如在图22中显示的，内部管202可包括可收缩的元件或可收缩的部分226。因此，如在图22中显示的，可收缩的元件226可接收蜷曲的假体设备208并当假体设备208蜷曲在其上时通过收缩至更小的直径实现更低的轮廓。因为当球囊元件206处于膨胀构造时(图21)，主要需要血液灌注通过腔204，所以当假体设备处于收缩(蜷曲)构造时(图22)，可收缩的元件226的狭窄的腔204不明显限制血流。
当对可收缩的元件226的压缩力通过使球囊元件206膨胀被去除时，可收缩的元件226期望地返回至更大的直径构造(比如图21中显示的)。常规的管材料可能无法足够恢复以允许足够的血液流动通过腔。另外，当通过蜷曲人工瓣膜的力挤压(收缩)时，或当随后在扩张期间通过球囊元件206施加的内向力膨胀时，常规的管可弯曲、断裂或以其他方式故障(fail)。因此，可收缩的元件226优选地由弹性材料，比如Nitinol(镍钛金属互化物)形成。在优选的实施方式中，可收缩的元件226包括由Nitinol形成的编织物。
如上面所讨论的，灌注腔可结合本文描述的多球囊膨胀设备使用。例如，图23和24图解膨胀设备250，其包括内部球囊元件252和多个外部球囊元件254，并且其结合内部管258的灌注腔256使用。灌注腔256在膨胀设备250的近端和远端之间延伸。图23和24的膨胀设备250基本上相同，除了图24的内部球囊元件252具有大体上花生形或狗骨形的形状，如上面就图18A和18B所描述的。应当理解，膨胀设备250可采用本文描述的任何膨胀设备的形式，并且腔256可配置为允许血液在如在本文任何实施方式中所述的膨胀设备的近端和远端之间通过。
在其他实施方式中，膨胀设备的近端和远端之间的灌注通道可包括一个或多个腔。例如，如在图25A和25B中显示的，灌注设备或导管组件300包括管302，其具有单个腔304，用于在膨胀设备310的远端308和近端306之间血液灌注。管302中的开孔312允许血液从腔304流动。血液灌注通过腔304可以以与就图20和21上述的相同或基本上相似的方式实现。
在图26A和26B中显示的另一种实施方式中，灌注设备或导管组件320包括管或导管322，其具有多个腔324，用于在膨胀设备330的近端326和远端328之间血液灌注。管322中的一个或多个开口332允许血液从一个或多个腔324向外流动。期望地，管322形成有与每个腔流体连通的至少一个开孔332。再一次，血液灌注通过腔324可以以与就图20和21上述的相同或基本上类似的方式实现。但是，因为有多个腔324用于血液灌注，所以可更期望包括多个可与外部杆(未显示)中的各个开口对齐的开口332。
上面的实施方式公开了用于在身体的孔或通道中展开膨胀设备的方法。通过提供允许和/或增加膨胀设备之间血液灌注的结构，医师可具有另外的展开(或收缩)膨胀设备的时间，并且可减少由于血液闭塞通过孔或通道引起的显著副作用的风险。
公开用于将假体设备固定至输送设备的远端部的另外实施方式。图27图解使用释放线(release wire)可释放地固定假体设备的装置和设备。输送装置400包括内部管或导管402和外部管或导管404(外壳)。球囊元件406和头锥体408位于内部管402的远端处。假体设备410经延伸入假体设备410上各自开口的一条或多条绳(例如，丝)412可固定至内部管。每条绳412经过假体设备410上的开孔，并且一条或多条释放线414经过在各自绳412末端处的开孔或线圈416，以将假体设备410固定至内部管。释放线414可被连接至外部管404并且外部管404相对于内部管402的缩回(近侧移动)可造成释放线414从绳412的开口416去除，允许线圈416拉过它们在假体设备410上各自开口，并从而将假体设备410从由绳412和释放线414形成的连接释放。可选地，释放线414可近端延伸至柄(未显示)并且独立于外部管404被移动或释放。在图解的实施方式中，假体设备410包括支架的人工心脏瓣膜。为了在图中清楚，人工瓣膜的小叶被省略。
在图28中显示的另一种实施方式中，输送装置400包括从内部管402的远端延伸的钩元件420。钩元件420优选地向外偏，以便每个钩元件420的远端保持在假体设备410中的开孔421。为了释放假体设备410，外部管404可相对于内部管402和钩元件远侧移动，从而随着外部管经过钩元件迫使向外偏的钩元件420向内。随着向外的管404移动通过钩元件420，钩元件420被压至外部管的内直径，从而使钩元件420径向向内移动并脱离与开口421的接合。因此，通过外部管404施加至钩元件420的内向力使假体设备420从钩元件420释放。
在其他实施方式中，假体设备可从两端固定至输送装置，以在它已经被膨胀之后提供人工瓣膜的进一步可操作性。图29示意性(在部分横截面中)图解球囊元件450，其具有用于将假体设备454固定至球囊元件450的多个固定元件452。固定元件452可包括支持襟翼(holding flap)，其从球囊元件450分别向远端和近端延伸。支持襟翼可与球囊元件450整体形成或它们可以是连接(胶合、缝合等)至球囊元件450的分开的元件。随着球囊元件450缩小，固定元件452从假体设备454拉开，从而使人工瓣膜454从固定元件452释放。
图30图解了一种实施方式，其中假体设备(例如，人工心脏瓣膜)在近端和远端连接至输送装置500。钩元件502(如上面所讨论的)可用于固定假体设备504的近端，而一个或多个缝合506可从输送装置500的近端延伸至假体设备504的远端。例如，缝合506可从输送装置500的近端延伸经过内部管508并向外经过位于装置500远端的头锥体510中的开口505。缝合506可从开口505延伸并环绕和围绕(或通过)假体设备504的远端部。缝合的自由端可接着返回通过内部管508延伸至输送装置500的近端。缝合506可被从输送装置500的近端释放，以释放假体设备504的远端。
为了维持对假体设备504远端的张力，弹簧元件512可被连接至固定假体设备504的缝合506的每个末端。例如，如果使用3个缝合506固定假体设备504的远端(如在中显示图27)，则缝合506环绕通过假体设备之后，缝合506的6个末端可被固定至输送装置500的近端(例如，在弹簧元件512处)。
图31图解一种实施方式，其中假体设备(例如，人工心脏瓣膜)使用缝合在假体设备604的近端和远端两处被连接至输送装置600。如在图31中显示的，第一组缝合602a可从输送装置的近端延伸经过内部管606并离开位于输送装置600的远端处的头锥体610中的开口609。类似地，第二组缝合602b可在靠近人工瓣膜的区域处延伸出内部管608并固定假体设备604的近端。缝合602a和602b可以任何已知的方式被连接至假体设备604，包括例如，使用上面讨论的环绕(loops)。
用于将假体设备钩住或以其他方式固定至输送装置一部分的上述结构和方法结合本文描述的多阶段膨胀结构可以是尤其有用的。随着假体设备部分膨胀，通过球囊元件施加在假体设备上的力可变化并比在充分膨胀下的力更不可预测，因此当球囊元件被膨胀至它的功能大小时其可能不足以固定或抓紧人工瓣膜。因此，当使球囊元件部分膨胀或提供用于分阶段地使人工瓣膜膨胀的系统时，固定机构比如上述那些可尤其有用，因为这种固定结构可使人工瓣膜相对于球囊元件保持在固定的位置，以确保人工瓣膜可预测的和均匀的膨胀。而且，在人工瓣膜被部分膨胀后，这种固定结构可使人工瓣膜相对于输送装置保持在固定的位置，以允许医师调整人工瓣膜(例如，近端或远端)在体腔内相对于展开位点的位置。
虽然本文公开的许多实施方式已经参考使假体设备，比如人工心脏瓣膜，在身体的孔或通道中膨胀进行描述，但是应当理解，本文公开的膨胀设备和灌注设备也可用于进行瓣膜成形术手术。即，在瓣膜成形术手术中，球囊元件(一个或多个)的膨胀可以在假体设备没有蜷曲在其上的情况下完成。对于植入过程上述血液灌注的相同优势将存在于不包括假体设备的瓣膜成形术手术中。
另外地，应当理解，膨胀设备不需要包括所有的球囊元件，并且可选地，可包括机械膨胀设备。例如，具有开放框架构造的机械膨胀元件可包括在其周围布置多个外部球囊元件的中心膨胀元件。
图32-37公开了一种具有开放框架构造的膨胀设备(可膨胀篮(expandable basket))700的图解的实施方式。膨胀设备700可包括多个纵向延伸的、圆周间隔的支柱702，其终止于膨胀设备的相对端并结合在一起。例如，如在图32中显示的，支柱702可在膨胀设备700的远端元件(杯形件)704和近端元件(杯形件)706之间延伸。支柱702可由各种材料形成并呈现各种形状，只要形状和结构足够强以使得假体设备膨胀，如在下面更详细描述的。例如，每个支柱702可由弹性材料——比如硬塑料或金属——的管状结构形成。另外，膨胀设备700可由多种数量的支柱702形成，只要支柱具有足够的数量、强度和/或形状，以便提供足够的力至假体设备的表面和/或接触点以使设备膨胀，如本文所描述的。
在操作中，远端704和近端元件706可相对彼此移动，以使膨胀设备70膨胀(通过移动靠近在一起)或收缩(通过移动进一步分开)。远端704和近端元件706的相对移动可通过例如使在每个元件之间延伸并且与每个元件螺纹连接的中心螺杆机构710平移得以实现。参看图35-37，显示使膨胀设备700膨胀的方法。为了方便，在这些图的每个中仅显示单个支柱702。另外，为了清楚，在图35和36中球囊元件被去除。图35图解收缩构造的膨胀设备700的机械部分(即，支柱702)。图36图解膨胀构造的支柱702，其中两个杯形件(远端和近端元件)704、706已经移动更靠近在一起，迫使支柱702径向膨胀。杯形件704、706的相对移动可通过例如旋转中心螺杆机构710实现。可选地，杯形件704、706可使用其他结构，比如通过拉或推附着在一个或两个杯形件704、706上的丝或棒，移动更靠近在一起(使支柱702径向膨胀)或进一步分开(使支柱702径向收缩)。
图37图解充分膨胀构造的支柱702，外部球囊元件沿着支柱702的至少一部分表面延伸。为了清楚，其他支柱和外部球囊元件已经被去除。以膨胀构造显示支柱702，外部球囊元件708也是膨胀的。膨胀的顺序可变化。例如，内部元件(支柱702)可被膨胀并接着外部球囊元件708可被膨胀，或可选地，外部球囊元件708可被膨胀，然后膨胀内部元件(支柱702)。而且，如在图37中显示的，导管711可从膨胀设备的近端向远端延伸。经导管711中的腔输送的流体可使外部球囊元件708膨胀。
多个外部球囊元件708可被与支柱702连接。每个外部球囊元件708期望地与至少一个支柱702连接，以便它可相对于支柱702保持它的位置。多个支柱702可每个具有外表面，其限定用于支撑至少一个外部球囊元件708的支撑表面。每个支柱的支撑表面的宽度可变化。例如，如果仅仅一个支柱702支撑每个外部球囊元件708，则支柱和支撑表面可具有更大的宽度。但是，如果多个支柱702支撑单个外部球囊元件708，支柱和支撑表面的宽度可较小。环形排列的每个支柱702是可横向变形的以使环形排列的支柱702以及它们限定的支撑表面径向膨胀或径向收缩。
在操作中，支柱702可起到与本文公开的内部球囊元件类似的作用。即，支柱702具有收缩构造(图32)和膨胀构造(图33)。图33图解膨胀构造的支柱702，其中外部球囊元件保持收缩构造。当膨胀设备700被膨胀时，支柱702的支撑表面将径向向外朝着安装在其上的假体设备(未显示)推动外部球囊元件708。
如在其他实施方式中所讨论的，膨胀设备可被分阶段地膨胀，比如第一阶段，其中仅支柱702被膨胀(使假体设备部分膨胀)和第二阶段，其中支柱702和外部球囊元件708被膨胀(使假体设备充分膨胀)。另外，外部球囊元件708优选地独立于膨胀设备700的机械部件(例如，支柱)可膨胀。因此，例如，当膨胀设备700的支柱702处于收缩状态(图32)或完全膨胀状态(图33)时，外部球囊元件708可被膨胀。因为外部球囊元件是独立可膨胀的，所以外部球囊元件708可在支柱702的膨胀之前或之后被膨胀。即，如在本文其他实施方式中所描述的，内部元件(支柱702)和外部元件(外部球囊元件708)的膨胀顺序可变化。
膨胀设备700在输送人工心脏瓣膜时可以是尤其有用的，因为机械支柱702提供明显的膨胀，而同时允许血液在邻近外部球囊的周围经过并通过膨胀设备700的大部分中空的内部。参看图36和37，例如，可见膨胀设备700的内区域(即，外部球囊元件708之下的区域)大部分是空白区，其允许显著的血液灌注经过膨胀设备700的该部分。相反，当内部元件是球囊元件时，内部球囊元件占据膨胀设备的大部分内部区域并阻止血液灌注经过膨胀设备的该部分。膨胀设备700也是尤其有优势的，因为它结合机械膨胀元件(例如，支柱702)的灌注能力和与球囊膨胀元件相关的高压膨胀强度。
图38A-38C图解在天然主动脉环中展开人工心脏瓣膜的方法。参看图38A，显示输送设备720，其输送收缩构造的人工心脏瓣膜722。输送设备720可使用已知的过程输送人工瓣膜722至治疗位置。例如，假体设备可包括从Edwards Lifesciences LLC可获得的SAPIEN经导管心脏瓣膜(THV)并且人工瓣膜可通过经股或切顶(transapical)进路输送。
人工瓣膜722可被安装在膨胀设备724上，其可以是例如参考图3本文描述类型的膨胀设备。人工瓣膜722在天然动脉瓣环726内可操作，以使用输送设备720展开。参看图38B，通过使膨胀设备724的内部球囊元件和外部球囊元件扩张使膨胀设备724膨胀。如通过箭头B所指示的，血液可在膨胀设备724的近端728和远端730之间流动经过通过膨胀设备724中的间隙734提供的灌注路径，如本文所描述和显示的(例如，图4)。在假体设备722在天然主动脉环726中展开之后，膨胀设备724可被收缩(缩小)并从主动脉环去除(图38C)。
如上面所讨论的，外部球囊元件(例如，图3中的球囊元件52)的数量和大小可变化。当膨胀设备用于使人工心脏瓣膜(例如，如在中显示图40)的膨胀时，膨胀设备期望地膨胀至外部轮廓，其接合人工心脏瓣膜并使其膨胀至与天然环的解剖学结构一致的形状。因此，例如，当使人工心脏瓣膜在天然动脉瓣的环中膨胀时，可期望使人工心脏瓣膜膨胀成大体圆形的横截面形状。
一般而言，通过增加外部球囊元件52的数量，膨胀设备可实现更圆的外部轮廓。但是，大量的外部球囊元件52将通常使在邻近外部球囊元件之间形成更小间隙，其可减少穿过膨胀设备的总流动面积。因此，在一些实施方式中，膨胀设备具有具有特定方位和大小的外部球囊元件，以便膨胀设备能够使人工心脏瓣膜膨胀至大体圆形的横截面形状，同时提供穿过膨胀设备的足够大的流动面积以允许在膨胀设备的近端和远端之间足够量的血液灌注。
在一些实施方式中，当膨胀设备处于它的膨胀构造时，可期望提供穿过膨胀设备的一定量的流动面积，其基本上等于或大于被人工心脏瓣膜替换的天然瓣膜的有效孔面积(EOA)。以这种方式，与在膨胀设备放置在天然环中之前可能的血液灌注相同量的穿过天然环的血液灌注可使用处于膨胀状态的膨胀设备在天然环中实现。
如上所述的，天然动脉瓣的钙化可显著减少孔的大小。图39是在心室收缩期间(例如，以打开的状态)钙化的天然动脉瓣800的示意图。如在图39中可见的，因为天然动脉瓣800的钙化，3个天然小叶802、804、806不能完全打开，其导致天然动脉瓣800的EOA 808减小。钙化的动脉瓣的EOA一般估计在约0.5cm2和0.7cm2之间。例如，直径为约23mm的天然动脉瓣环的EOA，EOA估计为约0.56cm2并且直径为约26mm的天然动脉瓣环的EOA估计为约0.65cm2。
图40图解与图4中显示的膨胀设备28相似的膨胀设备810。膨胀设备810具有内部球囊元件812和7个外部球囊元件814。人工心脏瓣膜816可安装在外部球囊元件814的外表面上。如在图40中可见的，7个外部球囊元件814具有足够的数量和大小，当膨胀设备810膨胀时，外部球囊元件814压迫人工心脏瓣膜816并将它膨胀至大体圆形的横截面形状。间隙818在邻近的外部球囊元件814之间形成以提供等于或超过在图39中显示的钙化天然动脉瓣800的EOA的流动面积的总流动面积。
因此，对于23mm的人工心脏瓣膜，设置在外部球囊元件814之间的总流动面积等于或大于约0.56cm2。对于26mm的人工心脏瓣膜，设置在外部球囊元件814之间的总流动面积等于或大于约0.65cm2。对于任何大小的天然动脉瓣，在沿着膨胀设备810长度的任何位置处的间隙的总面积优选地大于0.7cm2，以确保该流动面积等于或超过钙化天然动脉瓣的EOA的流动面积。因此，通过为血液灌注提供大于0.7cm2的总面积，在输送安装在膨胀设备810上的人工心脏瓣膜期间，患者的血流状况将不被恶化。
下面表1说明估计的通过具有7个外部球囊元件的膨胀设备实现的总流动面积。应当理解，膨胀设备的外直径对应通过膨胀设备膨胀的人工心脏瓣膜的大小。
表1
如在上面表1中显示的，23mm和26mm人工心脏瓣膜的总流动面积可以为钙化主动脉环EOA的约两倍(例如，1.2>2(0.56)和1.8>2(0.65))。因此，在一些实施方式中，膨胀设备的总流动面积可大于钙化瓣膜EOA流动面积的约两倍。
对于具有约23mm的期望膨胀大小的人工心脏瓣膜，内部球囊元件优选的直径在约10和12mm之间(更优选地约11mm)并且外部球囊元件优选的直径在约5和7mm之间(更优选地约6mm)。对于具有约26mm的期望膨胀大小的人工心脏瓣膜，内部球囊元件优选的直径在约12和14mm之间(更优选地约13mm)并且外部球囊元件优选的直径在约5和7mm之间(更优选地约6mm)。
可使用其他大小的膨胀设备，同时仍提供上述期望的流动面积。例如，人工心脏瓣膜可被设置具有比表1中显示的23mm和26mm人工心脏瓣膜更小的直径，比如20mm，和具有以表1中显示的23mm和26mm人工心脏瓣膜更大的直径，比如29mm。对于每个大小的膨胀设备，优选地设定内部球囊元件和外部球囊元件的大小以提供穿过膨胀设备的期望量的灌注。例如，在一些实施方式中，可设定每个膨胀设备的大小以提供大于约0.7cm2的流动面积量和/或大于或等于钙化瓣膜的EOA的量。
另外，在一些实施方式中，膨胀设备810，与本文描述的其他膨胀设备一样，可用于瓣膜成形术手术。在这种手术中，膨胀设备可配置为提供这样的外直径：其可用于在瓣膜成形术手术期间实现穿过膨胀设备的期望量的灌注。膨胀设备的外直径可一般地与上述人工心脏瓣膜的大小相同。可选地，在一些实施方式中，可期望提供膨胀至如此外直径的膨胀设备，该外直径小于用于人工心脏瓣膜膨胀的那些外直径。例如，可提供膨胀至约16mm或17mm外直径的膨胀设备。当然，如果需要，这种更小尺寸的膨胀设备也可用于使类似大小的人工心脏瓣膜膨胀。
图41图解膨胀设备830的另一种实施方式，其配置为在天然环中使人工心脏瓣膜832膨胀。如在本文描述的其他实施方式中，内部球囊元件834被多个外部球囊元件836围绕。外部球囊元件836的一个或多个可在安装的人工心脏瓣膜832的一端或两端包括扩大的部分。为了清楚，在图41中图解具有仅两个外部球囊元件836的膨胀设备830；但是，应当理解，外部球囊元件的数量可以和在其他实施方式中公开的相同，比如图4中显示的7个球囊实施方式或图5A和5B中显示的8个球囊实施方式。
一个或多个外部球囊元件836可具有近端扩大的部分838和远端扩大的部分840。例如，每个外部球囊元件836可具有扩大的部分838、840。可选地，并非所有的外部球囊元件836可具有扩大的部分838、840，因为少至一个外部球囊元件836具有扩大的部分838、840，可有助于将人工心脏瓣膜832保持在膨胀设备830上。
近端和远端扩大的部分838、840之间的距离可足够大，以接收其间蜷曲的和/或膨胀的人工心脏瓣膜832的长度。以这种方式，外部球囊元件可具有花生状或哑铃状形状，其可帮助将人工心脏瓣膜832保持在两个扩大的部分838、840之间外部球囊元件836的大致平的、中心部分上。当膨胀设备830被收缩时，与扩大的部分838、840相关联的另外的材料可帮助将蜷曲构造的人工心脏瓣膜832(未显示)保持在膨胀设备830上。当膨胀设备充分膨胀时(图41)，扩大的部分838、840位于邻近人工心脏瓣膜832的两个末端，从而限制人工心脏瓣膜832相对于外部球囊元件836的移动。
图42-44图解膨胀设备850的另一种实施方式。膨胀设备850也包括内部球囊元件852和多个外部球囊元件854，如在本文其他实施方式中所描述的。但是，与瓣膜接触的外部球囊元件854的部分具有长度BL。球囊长度BL也可称为球囊的“工作长度”或“工作部分”，因为它是接触并压迫人工心脏瓣膜引起人工心脏瓣膜膨胀的球囊部分。
在一些实施方式中，至少一些外部球囊元件854的工作长度BL比人工心脏瓣膜的长度VL短。通过减小外部球囊元件的工作长度BL，可实现穿过膨胀设备850的更大的血液灌注。即，血液必须流经的外部球囊元件中间隙的距离变短，这增加了穿过膨胀设备850的血流率。
图43A是沿着外部球囊元件854的工作部分(即，压迫并使人工心脏瓣膜膨胀的部分)取的横截面视图。图43B是沿着外部球囊元件854的非工作部分(即，包括不压迫和使人工心脏瓣膜膨胀的减小轮廓的尾部的部分)取的横截面视图。在减小轮廓的尾部区域(即，外部球囊元件的非工作部分)可实现穿过膨胀设备850的更高的血流率，因为在该区域中邻近的外部球囊元件854之间有更大的间隙或开口，如在图43B中显示的。
图44图解在较短的外部球囊元件854上膨胀的人工心脏瓣膜856。如上所述的，血液可更容易地经过由在邻近外部球囊元件854之间的间隙提供的更短的通道，从而允许更大量的血液灌注穿过膨胀设备850。
图45图解膨胀设备860的另一种实施方式。膨胀设备860也包括内部球囊元件862和多个外部球囊元件864，如在本文其他实施方式中所描述的。但是，至少一些外部球囊元件864的工作长度BL比瓣膜的长度VL的更短。如在之前的实施方式中所述的，通过减小外部球囊元件的工作长度BL，可实现穿过膨胀设备的更多血液灌注。
除了具有工作长度BL小于安装在膨胀设备860上人工心脏瓣膜866的长度VL的一个或多个外部球囊元件864之外，邻近的外部球囊元件864还可被纵向错开，以便它们彼此不沿着内部球囊元件862的长度对齐。因此，例如，一些外部球囊元件864可被朝着人工心脏瓣膜866的近端867移动，以便它们不直接放置在人工心脏瓣膜866的远端869下。其他外部球囊元件864可朝着人工心脏瓣膜866的远端869移动，以便它们不直接放置在人工心脏瓣膜866的近端867下。在一些实施方式中，外部球囊元件864可交替地错开，如在图45中显示的，以便邻近的外部球囊元件864交替从被移动朝着近端心脏瓣膜866的一侧至另一侧。
通过提供上述错开的和/或交替的布置，可增加穿过膨胀设备860的血液灌注。另外，这种错开布置可减小膨胀设备860的收缩轮廓，这是因为需要较少的球囊材料生产具有更短工作长度的球囊。
图46图解膨胀设备870的另一种实施方式。膨胀设备870也包括内部球囊元件872和多个外部球囊元件874，如在本文其他实施方式中所描述的。图46是沿着膨胀设备纵向中心线取的膨胀设备870的横截面视图，并只显示多个外部球囊元件874的两个。
每个外部球囊元件874具有尾部876，其从每个外部球囊元件874的近端或远端延伸。尾部876优选地附着至内部球囊元件872的一部分，以实现当外部球囊元件874收缩和膨胀时对其更好的控制。因此，例如，尾部876可在结合点878合并至或以其他方式连接至内部球囊元件872。通过将尾部876尽可能近地附着至内部球囊元件872的主体，外部球囊元件874相对于内部球囊元件872的移动可被限制，这提供一致的膨胀设备。
除了如在图46中显示将外部球囊元件874的尾部876合并至和/或连接至内部球囊元件872外，在一些实施方式中，邻近的外部球囊元件874也可彼此合并和/或牢固地连接，以进一步控制外部球囊元件874相对于彼此和内部球囊元件872的移动。
邻近外部球囊元件的彼此连接和/或与内部球囊元件的连接可通过将球囊材料结合在一起实现。图47A和47B图解连接的尾部的实施方式。图47A图解包括内部球囊元件882和多个外部球囊元件884的膨胀设备880的尾部的横截面视图。每个外部球囊元件被固定至邻近的外部球囊元件并固定至内部球囊元件。
在图47B中显示的实施方式中，代替简单地将尾部连接在一起，图47A显示的尾部可被合并在一起以形成具有多个腔(即，一个内部球囊腔892和7个外部球囊腔894)的集成膨胀设备890。以这种方式合并尾部可通过减少邻近球囊元件之间的移动提供对膨胀设备更好的控制。另外，通过使每个尾部合并在一起，由于在临近的合并球囊元件之间使用共用的壁部分，膨胀设备该区域的直径可从第一较大的直径φ1(图47A)减小至第二较小的直径φ2(图47B)。因此，通过如上所述将邻近球囊元件合并在一起，不仅球囊元件的相对移动可被减少和/或控制，而且膨胀设备的轮廓可被进一步减小。
图48A和48B图解一种方法，其用于通过使外部球囊元件894的尾预成形为可有助于合并临近尾部的段或形状，合并膨胀元件890的尾部。例如，为了有助于合并过程，可期望将尾预成形为楔形部分，以便每个外部球囊元件可被合并至邻近它的外部球囊元件，如在图48B中显示的。可接着通过将预成形的尾部放入固定的、热金属模中将尾部合并在一起。
图49、50A和50B图解膨胀设备900的另一种实施方式。膨胀设备900包括内部球囊元件902和多个外部球囊元件904。内部球囊元件902和外部球囊元件904可通过合并单个球囊的部分进行构建。因此，例如，如在图49中显示的，单个球囊可沿着多条线906被夹紧(pinch)和/或合并，以提供多个外部球囊元件904。
因为线906未延伸膨胀设备900的全部长度，沿着线50A-50A取的横截面仅显示在膨胀设备900近端908处的单个腔909。类似地，如果横截面在膨胀设备900远端910附近截取，它也将显示仅单个腔。由于沿着线906合并部分膨胀设备900，在膨胀设备900的近端908和远端910之间腔909分成多个腔。多个腔包括由内部球囊元件902限定的中心腔和由外部球囊元件904限定的多个腔。图50B是沿着图49中线50B-50B取的横截面视图，其显示腔909如何分成内部腔912和多个外部腔914。因为所有的腔彼此流体连通，所以当扩张流体被输送进入腔909时，扩张流体同时移动进入内部腔912和外部腔914。
本文所述膨胀设备可在瓣膜成形术手术期间提供瓣膜环的均匀径向膨胀和在瓣膜置换手术中提供人工瓣膜的均匀径向膨胀。而且，应当注意到，这种膨胀设备可在独立的瓣膜成形术手术中使用，以及在准备瓣膜置换手术中进行的瓣膜成形术手术中使用。例如，膨胀设备可用于进行瓣膜成形术手术并接着用于使假体设备在同一环中膨胀。本文所述膨胀设备可允许血液流动穿过和/或经过膨胀设备，这可允许设备被膨胀较长的持续时间并可在环中膨胀设备被膨胀的过程期间减少对起搏心脏的需要。
本文所述膨胀设备可通过使内部、中心可膨胀元件和一个或多个外部可膨胀元件膨胀，使人工瓣膜径向膨胀至横截面大致圆形的形状。常规的多个球囊膨胀设备不能够进行这种均匀的圆形膨胀，同时也提供穿过膨胀元件的足够的血液灌注。例如，具有并排放置的3个球囊元件的三球囊设备可提供血液灌注的通道，但是它将膨胀至横截面为三角——不是圆形——的形状。本文所述的膨胀设备能够膨胀成横截面是大体圆形的形状，同时允许足够的血液通过该设备。另外，本文所述膨胀设备的顺序或分阶段膨胀可允许在展开的每个阶段大体圆形展开人工瓣膜。
本文提供的方法和装置也包括在天然动脉瓣环中展开人工瓣膜期间用于固定假体设备的固定和稳定工具。因为左心室中存在的大量压力(substantial pressure)，如图18A-19C和图27-31中显示的固定和稳定设备可用于保持人工瓣膜在膨胀设备上的适当位置。
虽然发明详述一般性地描述在主动脉环中展开人工瓣膜，但是应当理解，本文所述的膨胀设备可用于使其他人工瓣膜或支架在身体其他区域中膨胀，包括，例如，在冠状动脉中输送裸支架。另外，本文所述膨胀设备也可用于中心脉管系统的环或通道待被扩大——无论需要或不需要展开支架或其他假体元件——的其他医学过程。例如，本文所述膨胀设备可用于血管成形术手术中，包括例如，冠状动脉扩张手术。但是，由于上述讨论的原因，本文所述膨胀设备在瓣膜成形术和置换瓣膜手术中尤其有优势。
考虑到本发明公开的原则可应用的许多可能的实施方式，应当认识到图解的实施方式仅仅是本发明优选的实施例，并且不应当认为限制本发明的范围。相反，本发明的范围由所附权利要求限定。我们因此要求我们的发明为在这些权利要求的范围和精神内的所有发明。

Claims (27)

1.输送膨胀设备至患者体内治疗位置的系统，所述系统包括：
细长杆，其具有远端部；和
膨胀设备，其与所述细长杆的所述远端部连接并在收缩构造和膨胀构造之间可移动，所述膨胀设备具有远端和近端，并且所述膨胀设备包括内部可膨胀元件和多个外部可膨胀元件，
其中所述多个外部可膨胀元件包括至少5个外部可膨胀元件，其至少部分围绕所述内部可膨胀元件并且当所述可膨胀元件处于所述膨胀构造时，相邻的外部可膨胀元件之间的空隙提供穿过所述膨胀设备的灌注通道。
2.根据权利要求1所述的系统，其中当所述膨胀设备处于所述膨胀构造时，所述外部可膨胀元件形成大体圆形的外部轮廓。
3.根据权利要求1所述的系统，其中所述内部可膨胀元件可被独立于所述多个外部可膨胀元件膨胀。
4.根据权利要求1所述的系统，其中所述多个外部可膨胀元件的一个或多个可被独立于其他的所述多个外部可膨胀元件膨胀。
5.根据权利要求1所述的系统，其中所述多个外部可膨胀元件没有相对于内部可膨胀元件的外表面在所述内部可膨胀元件的近端和远端之间的区域处固定。
6.根据权利要求1所述的系统，其中所述多个外部可膨胀元件固定在所述内部可膨胀元件的近端和远端。
7.根据权利要求6所述的系统，其中所述多个外部可膨胀元件在所述内部可膨胀元件的近端和远端合并至所述内部可膨胀元件。
8.根据权利要求1所述的系统，其中每个外部可膨胀元件包括远端和近端，并且至少一个外部可膨胀元件的所述远端和近端包括扩大的部分，所述至少一个外部可膨胀元件配置为在所述远端处的扩大的部分和所述近端处的扩大的部分之间接收假体设备。
9.根据权利要求1所述的系统，进一步包括蜷曲构造的假体设备，所述外部可膨胀元件包括配置为接收所述假体设备的外表面。
10.根据权利要求9所述的系统，其中所述假体设备包括具有形成多个连合的多个小叶的瓣膜，并且以所述外部可膨胀元件与所述假体设备的所述多个连合的一个或多个间隔开的方位，所述瓣膜配置为被接收在所述外部可膨胀元件的外表面上。
11.根据权利要求1所述的系统，其中所述内部可膨胀元件具有远端部、近端部和在远端和近端之间的中间部，并且当所述内部可膨胀元件处于膨胀构造时，所述中间部的直径小于所述远端部的直径。
12.根据权利要求1所述的系统，其中所述内部可膨胀元件和所述外部可膨胀元件包括球囊元件。
13.根据权利要求12所述的系统，其中所述多个外部可膨胀元件包括7个球囊元件。
14.根据权利要求13所述的系统，其中所述内部可膨胀元件的直径为约10-12mm并且所述球囊元件的直径为约5-7mm。
15.根据权利要求13所述的系统，其中所述内部可膨胀元件的直径为约12-14mm和所述球囊元件的直径为约5-7mm。
16.膨胀设备，其包括：
细长杆，其具有远端部；
内部球囊元件，其与所述细长杆的所述远端部连接并在收缩构造和膨胀构造之间可移动；和
多个外部球囊元件，其至少部分围绕所述内部球囊元件，每个所述外部球囊元件在收缩构造和膨胀构造之间可移动，当处于所述膨胀构造时所述外部球囊元件具有大体圆形的横截面形状，
其中，当所述内部球囊元件和至少一些所述外部球囊元件在体腔内处于所述膨胀构造时，多个通道设置在膨胀的内部球囊元件的外表面和体腔的内表面之间，以允许血液流动通过所述通道并穿过所述膨胀设备。
17.根据权利要求16所述的膨胀设备，其中所述外部球囊元件包括外表面，其配置为当处于所述膨胀构造时接触并压迫人工心脏瓣膜，以使所述人工心脏瓣膜膨胀成大体圆形的横截面形状。
18.根据权利要求17所述的膨胀设备，其中每个外部球囊元件具有工作长度，其包括接触并压迫所述人工心脏瓣膜的外部球囊元件的部分，并且至少一些所述外部球囊元件的所述工作长度比所述人工心脏瓣膜的长度更短。
19.根据权利要求18所述的膨胀设备，其中所述外部球囊元件被错开，以便至少一些所述外部球囊元件不沿着所述内部球囊元件的长度对齐。
20.根据权利要求16所述的膨胀设备，其中所述多个外部球囊元件在所述内部球囊元件的近端和远端处固定至所述内部球囊元件的外表面。
21.根据权利要求16所述的膨胀设备，其中所述通道在沿着所述内部球囊元件长度的任何位置处的总横截面面积等于或大于约0.7cm2。
22.输送可膨胀元件通过患者脉管系统的方法，其包括：
在细长杆的远端提供可膨胀元件，所述可膨胀元件具有远端和近端，所述可膨胀元件包括内部可膨胀元件和至少部分围绕所述内部可膨胀元件的多个外部可膨胀元件；
输送所述可膨胀元件至治疗位点；
使所述内部可膨胀元件在患者体内的通道中膨胀；
使所述多个外部可膨胀元件在所述通道中膨胀；和
允许血液经过在所述通道的内表面与所述内部可膨胀元件和外部可膨胀元件的外表面之间形成的多个间隙。
23.根据权利要求23所述的方法，进一步包括：
提供假体设备；
将所述假体设备放置在所述可膨胀元件上；和
通过使所述内部可膨胀元件和外部可膨胀元件膨胀的动作将所述假体设备在所述通道中展开。
24.根据权利要求23所述的方法，其中使所述内部可膨胀元件膨胀的动作独立于使所述外部可膨胀元件膨胀的动作进行。
25.根据权利要求23所述的方法，其中使所述外部可膨胀元件膨胀的动作包括使所述外部可膨胀元件一个或多个膨胀，然后使其他的所述外部可膨胀元件膨胀。
26.根据权利要求23所述的方法，其中所述外部可膨胀元件在所述内部可膨胀元件的远端和近端连接至所述内部可膨胀元件的外表面。
27.根据权利要求27所述的方法，其中所述外部可膨胀元件相对于所述内部可膨胀元件在所述内部球囊元件的远端和近端之间可移动。
CN201080063892.XA 2009-12-15 2010-12-15 治疗脉管通道的膨胀设备 Active CN102858272B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US28659509P 2009-12-15 2009-12-15
US61/286,595 2009-12-15
PCT/US2010/060544 WO2011084500A2 (en) 2009-12-15 2010-12-15 Expansion device for treatment of vascular passageways

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102858272A true CN102858272A (zh) 2013-01-02
CN102858272B CN102858272B (zh) 2015-07-15

Family

ID=44143789

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201080063892.XA Active CN102858272B (zh) 2009-12-15 2010-12-15 治疗脉管通道的膨胀设备

Country Status (5)

Country Link
US (2) US20110144742A1 (zh)
EP (1) EP2512375B1 (zh)
CN (1) CN102858272B (zh)
CA (1) CA2784499C (zh)
WO (1) WO2011084500A2 (zh)

Cited By (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107334564A (zh) * 2017-08-23 2017-11-10 上海纽脉太惟医疗科技有限公司 一种无阻挡心脏瓣膜植入式医用球囊
CN107427378A (zh) * 2015-04-06 2017-12-01 C·R·巴德公司 具有外部网的可膨胀灌注球囊以及相关方法
CN107951602A (zh) * 2017-12-11 2018-04-24 成都迈德克科技有限公司 一种自扩张式血管支架、安装装置及其安装方法
CN108348735A (zh) * 2015-09-16 2018-07-31 爱德华兹生命科学公司 灌流球囊设计
WO2019149173A1 (zh) * 2018-02-02 2019-08-08 上海微创心通医疗科技有限公司 扩张球囊以及球囊扩张导管
US10595994B1 (en) 2018-09-20 2020-03-24 Vdyne, Llc Side-delivered transcatheter heart valve replacement
CN111225622A (zh) * 2017-08-17 2020-06-02 皇家飞利浦有限公司 用于防止流过血管穿孔的临时性闭塞球囊装置、系统和方法
CN111298274A (zh) * 2020-05-14 2020-06-19 上海脉全医疗器械有限公司 一种药物球囊及其使用方法
CN111588970A (zh) * 2020-05-29 2020-08-28 成都赛拉诺医疗科技有限公司 扩张球囊装置及扩张球囊装置的制作方法
CN111601631A (zh) * 2018-02-05 2020-08-28 米诺安医疗有限公司 气道扩张装置及展开和收回的相关方法
CN111632255A (zh) * 2020-04-28 2020-09-08 贵州省人民医院 一种心血管内科用的血管扩张管及其制备方法
CN111836601A (zh) * 2018-02-09 2020-10-27 伊丽莎白女王在都柏林附近神圣不可分割的三一学院教务长、研究员、学者及董事会其他成员 心脏瓣膜治疗装置
US11071627B2 (en) 2018-10-18 2021-07-27 Vdyne, Inc. Orthogonally delivered transcatheter heart valve frame for valve in valve prosthesis
CN113194855A (zh) * 2019-08-06 2021-07-30 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 用于治疗心脏瓣膜或血管钙化的装置和方法
US11076956B2 (en) 2019-03-14 2021-08-03 Vdyne, Inc. Proximal, distal, and anterior anchoring tabs for side-delivered transcatheter mitral valve prosthesis
US11109969B2 (en) 2018-10-22 2021-09-07 Vdyne, Inc. Guidewire delivery of transcatheter heart valve
CN113499532A (zh) * 2015-11-06 2021-10-15 巴德股份有限公司 具有可选择性致动阀的灌注球囊
US11166814B2 (en) 2019-08-20 2021-11-09 Vdyne, Inc. Delivery and retrieval devices and methods for side-deliverable transcatheter prosthetic valves
US11173027B2 (en) 2019-03-14 2021-11-16 Vdyne, Inc. Side-deliverable transcatheter prosthetic valves and methods for delivering and anchoring the same
US11185409B2 (en) 2019-01-26 2021-11-30 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-delivered transcatheter heart valve prosthesis
US11202706B2 (en) 2019-05-04 2021-12-21 Vdyne, Inc. Cinch device and method for deployment of a side-delivered prosthetic heart valve in a native annulus
US11234813B2 (en) 2020-01-17 2022-02-01 Vdyne, Inc. Ventricular stability elements for side-deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
US11253359B2 (en) 2018-12-20 2022-02-22 Vdyne, Inc. Proximal tab for side-delivered transcatheter heart valves and methods of delivery
US11273032B2 (en) 2019-01-26 2022-03-15 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-deliverable transcatheter heart valve prosthesis
US11273033B2 (en) 2018-09-20 2022-03-15 Vdyne, Inc. Side-delivered transcatheter heart valve replacement
US11278437B2 (en) 2018-12-08 2022-03-22 Vdyne, Inc. Compression capable annular frames for side delivery of transcatheter heart valve replacement
CN114269419A (zh) * 2019-08-23 2022-04-01 巴德股份有限公司 在使用期间允许血液流动的瓣膜成形术医疗装置
US11298227B2 (en) 2019-03-05 2022-04-12 Vdyne, Inc. Tricuspid regurgitation control devices for orthogonal transcatheter heart valve prosthesis
US11331186B2 (en) 2019-08-26 2022-05-17 Vdyne, Inc. Side-deliverable transcatheter prosthetic valves and methods for delivering and anchoring the same
US11344413B2 (en) 2018-09-20 2022-05-31 Vdyne, Inc. Transcatheter deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
CN114869401A (zh) * 2021-02-05 2022-08-09 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 冲击波装置
US11786366B2 (en) 2018-04-04 2023-10-17 Vdyne, Inc. Devices and methods for anchoring transcatheter heart valve

Families Citing this family (109)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3167847B1 (en) 2005-11-10 2020-10-14 Edwards Lifesciences CardiAQ LLC Heart valve prosthesis
US20090306768A1 (en) 2006-07-28 2009-12-10 Cardiaq Valve Technologies, Inc. Percutaneous valve prosthesis and system and method for implanting same
EP3753534A1 (en) 2008-09-29 2020-12-23 Edwards Lifesciences CardiAQ LLC Heart valve
JP2012523894A (ja) 2009-04-15 2012-10-11 カルディアック バルブ テクノロジーズ，インコーポレーテッド 血管インプラント及びその配設システム
US9730790B2 (en) 2009-09-29 2017-08-15 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Replacement valve and method
US8870950B2 (en) 2009-12-08 2014-10-28 Mitral Tech Ltd. Rotation-based anchoring of an implant
WO2011111047A2 (en) 2010-03-10 2011-09-15 Mitraltech Ltd. Prosthetic mitral valve with tissue anchors
US8568474B2 (en) 2010-04-26 2013-10-29 Medtronic, Inc. Transcatheter prosthetic heart valve post-dilatation remodeling devices and methods
US8579964B2 (en) 2010-05-05 2013-11-12 Neovasc Inc. Transcatheter mitral valve prosthesis
EP2582326B2 (en) 2010-06-21 2024-07-03 Edwards Lifesciences CardiAQ LLC Replacement heart valve
EP2593171B1 (en) 2010-07-13 2019-08-28 Loma Vista Medical, Inc. Inflatable medical devices
US9763657B2 (en) 2010-07-21 2017-09-19 Mitraltech Ltd. Techniques for percutaneous mitral valve replacement and sealing
US11653910B2 (en) 2010-07-21 2023-05-23 Cardiovalve Ltd. Helical anchor implantation
WO2012040655A2 (en) 2010-09-23 2012-03-29 Cardiaq Valve Technologies, Inc. Replacement heart valves, delivery devices and methods
US10188436B2 (en) 2010-11-09 2019-01-29 Loma Vista Medical, Inc. Inflatable medical devices
CA3028172C (en) 2011-01-18 2020-12-22 Loma Vista Medical, Inc. Inflatable medical devices
US9554897B2 (en) 2011-04-28 2017-01-31 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for engaging a valve prosthesis with tissue
US9308087B2 (en) 2011-04-28 2016-04-12 Neovasc Tiara Inc. Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis
WO2012175483A1 (en) * 2011-06-20 2012-12-27 Jacques Seguin Prosthetic leaflet assembly for repairing a defective cardiac valve and methods of using the same
US9119716B2 (en) 2011-07-27 2015-09-01 Edwards Lifesciences Corporation Delivery systems for prosthetic heart valve
US8852272B2 (en) 2011-08-05 2014-10-07 Mitraltech Ltd. Techniques for percutaneous mitral valve replacement and sealing
WO2013021374A2 (en) 2011-08-05 2013-02-14 Mitraltech Ltd. Techniques for percutaneous mitral valve replacement and sealing
WO2013021375A2 (en) 2011-08-05 2013-02-14 Mitraltech Ltd. Percutaneous mitral valve replacement and sealing
JP6030655B2 (ja) 2011-09-19 2016-11-24 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． カテーテルおよびカテーテル組立体
EP4049626A1 (en) 2011-12-09 2022-08-31 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic heart valve having improved commissure supports
US20130150881A1 (en) * 2011-12-13 2013-06-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Valvuloplasty device
US9345573B2 (en) 2012-05-30 2016-05-24 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for loading a prosthesis onto a delivery system
RU2680958C2 (ru) 2012-10-18 2019-03-01 Лома Виста Медикал, Инк. Надувные медицинские устройства повышенной прочности
EP4166111A1 (en) 2013-01-24 2023-04-19 Cardiovalve Ltd. Ventricularly-anchored prosthetic valves
US10583002B2 (en) 2013-03-11 2020-03-10 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve with anti-pivoting mechanism
US9730791B2 (en) 2013-03-14 2017-08-15 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Prosthesis for atraumatically grasping intralumenal tissue and methods of delivery
US20140277427A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 Cardiaq Valve Technologies, Inc. Prosthesis for atraumatically grasping intralumenal tissue and methods of delivery
US9681951B2 (en) 2013-03-14 2017-06-20 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Prosthesis with outer skirt and anchors
US9572665B2 (en) 2013-04-04 2017-02-21 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for delivering a prosthetic valve to a beating heart
US9763781B2 (en) * 2013-05-07 2017-09-19 George Kramer Inflatable transcatheter intracardiac devices and methods for treating incompetent atrioventricular valves
US9511209B2 (en) * 2013-08-06 2016-12-06 Intervalve, Inc. Bulbous balloon with mechanical pressure regulator
US9364642B2 (en) 2013-08-14 2016-06-14 Invatec S.P.A. Balloon catheter systems and methods for bypassing an occlusion in a blood vessel
EP3107497B1 (en) 2014-02-21 2020-07-22 Edwards Lifesciences CardiAQ LLC Delivery device for controlled deployment of a replacement valve
USD755384S1 (en) 2014-03-05 2016-05-03 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Stent
WO2015179423A1 (en) 2014-05-19 2015-11-26 Cardiaq Valve Technologies, Inc. Replacement mitral valve with annular flap
US9532870B2 (en) 2014-06-06 2017-01-03 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic valve for replacing a mitral valve
EP4066786A1 (en) 2014-07-30 2022-10-05 Cardiovalve Ltd. Articulatable prosthetic valve
FR3027212A1 (fr) 2014-10-16 2016-04-22 Seguin Jacques Implant intervalvulaire pour valve mitrale
US10226599B2 (en) 2014-12-23 2019-03-12 C.R. Bard, Inc. Inflatable medical device and related sheath
EP3253333B1 (en) 2015-02-05 2024-04-03 Cardiovalve Ltd Prosthetic valve with axially-sliding frames
US9974651B2 (en) 2015-02-05 2018-05-22 Mitral Tech Ltd. Prosthetic valve with axially-sliding frames
WO2016149653A2 (en) 2015-03-19 2016-09-22 Prytime Medical Devices, Inc. System and method for low-profile occlusion balloon catheter
US10441416B2 (en) 2015-04-21 2019-10-15 Edwards Lifesciences Corporation Percutaneous mitral valve replacement device
US10376363B2 (en) 2015-04-30 2019-08-13 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Replacement mitral valve, delivery system for replacement mitral valve and methods of use
CA2990872C (en) 2015-06-22 2022-03-22 Edwards Lifescience Cardiaq Llc Actively controllable heart valve implant and methods of controlling same
US10092400B2 (en) 2015-06-23 2018-10-09 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Systems and methods for anchoring and sealing a prosthetic heart valve
US10117744B2 (en) 2015-08-26 2018-11-06 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Replacement heart valves and methods of delivery
US10575951B2 (en) 2015-08-26 2020-03-03 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Delivery device and methods of use for transapical delivery of replacement mitral valve
US10350066B2 (en) 2015-08-28 2019-07-16 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Steerable delivery system for replacement mitral valve and methods of use
US10314703B2 (en) * 2015-09-21 2019-06-11 Edwards Lifesciences Corporation Cylindrical implant and balloon
CN108601645B (zh) 2015-12-15 2021-02-26 内奥瓦斯克迪亚拉公司 经中隔递送系统
EP4183372A1 (en) 2016-01-29 2023-05-24 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve for avoiding obstruction of outflow
US10531866B2 (en) 2016-02-16 2020-01-14 Cardiovalve Ltd. Techniques for providing a replacement valve and transseptal communication
US10625058B2 (en) 2016-03-04 2020-04-21 C.R. Bard, Inc. Perfusion balloon with external valve
US11565090B2 (en) 2016-03-04 2023-01-31 C.R. Bard, Inc. Perfusion balloon with internal valve
USD815744S1 (en) 2016-04-28 2018-04-17 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Valve frame for a delivery system
EP3463106B1 (en) * 2016-06-02 2023-10-25 Prytime Medical Devices, Inc. System for low profile occlusion balloon catheter
US10433857B2 (en) * 2016-06-24 2019-10-08 Bryan Medical, Inc. Balloon dilation catheter
US10350062B2 (en) 2016-07-21 2019-07-16 Edwards Lifesciences Corporation Replacement heart valve prosthesis
US20190231525A1 (en) 2016-08-01 2019-08-01 Mitraltech Ltd. Minimally-invasive delivery systems
CA3031187A1 (en) 2016-08-10 2018-02-15 Cardiovalve Ltd. Prosthetic valve with concentric frames
CN109789017B (zh) 2016-08-19 2022-05-31 爱德华兹生命科学公司 用于置换二尖瓣的可转向递送系统和使用方法
EP3503848B1 (en) 2016-08-26 2021-09-22 Edwards Lifesciences Corporation Multi-portion replacement heart valve prosthesis
WO2018064402A1 (en) 2016-09-30 2018-04-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Pouch forming catheter
US10758348B2 (en) 2016-11-02 2020-09-01 Edwards Lifesciences Corporation Supra and sub-annular mitral valve delivery system
FR3058632B1 (fr) * 2016-11-14 2019-01-25 Laboratoires Invalv Dispositif de traitement d'une valve biologique avec organe de poussee de la valve
EP3541462A4 (en) 2016-11-21 2020-06-17 Neovasc Tiara Inc. METHODS AND SYSTEMS FOR RAPID RETRACTION OF A TRANSCATHETER HEART VALVE DELIVERY SYSTEM
EP3568190B1 (en) 2017-01-12 2023-11-22 The Regents of the University of California Endovascular perfusion augmentation for critical care
US11083876B2 (en) * 2017-02-15 2021-08-10 Tevar (Pty) Ltd Dilation device
CN110769749B (zh) 2017-04-21 2023-05-09 加利福尼亚大学董事会 用于部分主动脉闭塞的主动脉流量计和泵
DE102017108521A1 (de) * 2017-04-21 2018-10-25 Biotronik Ag Kathetereinrichtung mit rotierbarer distaler Spitze
US10350395B2 (en) 2017-06-23 2019-07-16 Cook Medical Technologies Llc Introducer for lumen support or dilation
CN110996854B (zh) 2017-07-06 2022-12-16 爱德华兹生命科学公司 可操纵递送系统和部件
US12064347B2 (en) 2017-08-03 2024-08-20 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve
US11246704B2 (en) 2017-08-03 2022-02-15 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve
US10537426B2 (en) * 2017-08-03 2020-01-21 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve
US11793633B2 (en) 2017-08-03 2023-10-24 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve
US10888421B2 (en) 2017-09-19 2021-01-12 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve with pouch
US10575948B2 (en) 2017-08-03 2020-03-03 Cardiovalve Ltd. Prosthetic heart valve
US10856984B2 (en) 2017-08-25 2020-12-08 Neovasc Tiara Inc. Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis
US20190083242A1 (en) 2017-09-19 2019-03-21 Cardiovalve Ltd. Systems and methods for implanting a prosthetic valve within a native heart valve
US9895226B1 (en) 2017-10-19 2018-02-20 Mitral Tech Ltd. Techniques for use with prosthetic valve leaflets
GB201720803D0 (en) 2017-12-13 2018-01-24 Mitraltech Ltd Prosthetic Valve and delivery tool therefor
GB201800399D0 (en) 2018-01-10 2018-02-21 Mitraltech Ltd Temperature-control during crimping of an implant
CN111818877B (zh) 2018-01-25 2023-12-22 爱德华兹生命科学公司 在部署后用于辅助置换瓣膜重新捕获和重新定位的递送系统
US11051934B2 (en) 2018-02-28 2021-07-06 Edwards Lifesciences Corporation Prosthetic mitral valve with improved anchors and seal
US10918390B2 (en) * 2018-03-30 2021-02-16 DePuy Synthes Products, Inc. Helical balloon assist device and method for using the same
US10786259B2 (en) 2018-03-30 2020-09-29 DePuy Synthes Products, Inc. Split balloon assist device and method for using the same
EP3820380A1 (en) * 2018-07-10 2021-05-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Occlusive device with expandable member
PL238024B1 (pl) * 2018-07-24 2021-06-28 American Heart Of Poland Spolka Akcyjna System wprowadzający implanty stosowane w strukturalnych chorobach serca metodą małoinwazyjną
US12011172B2 (en) 2018-08-06 2024-06-18 Prytime Medical Devices, Inc. Occlusion catheter system for full or partial occlusion
EP3843824A1 (en) * 2018-08-29 2021-07-07 Boston Scientific Scimed Inc. Multi-balloon pouch forming device
US10779946B2 (en) 2018-09-17 2020-09-22 Cardiovalve Ltd. Leaflet-testing apparatus
AU2019374743B2 (en) 2018-11-08 2022-03-03 Neovasc Tiara Inc. Ventricular deployment of a transcatheter mitral valve prosthesis
CA3132873A1 (en) 2019-03-08 2020-09-17 Neovasc Tiara Inc. Retrievable prosthesis delivery system
CN113811265A (zh) 2019-04-01 2021-12-17 内奥瓦斯克迪亚拉公司 能够以可控的方式部署的假体瓣膜
AU2020271896B2 (en) 2019-04-10 2022-10-13 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve with natural blood flow
WO2020236931A1 (en) 2019-05-20 2020-11-26 Neovasc Tiara Inc. Introducer with hemostasis mechanism
WO2020247630A1 (en) * 2019-06-07 2020-12-10 Medtronic Vascular, Inc. Balloon expandable transcatheter valve deployment devices and methods
WO2020257643A1 (en) 2019-06-20 2020-12-24 Neovasc Tiara Inc. Low profile prosthetic mitral valve
AU2021239935A1 (en) 2020-03-16 2022-10-06 Certus Critical Care, Inc. Blood flow control devices, systems, and methods and error detection thereof
JP2023543777A (ja) * 2020-09-27 2023-10-18 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド 拡張可能なガイド装置、システム、及び方法
US12102330B2 (en) 2021-03-18 2024-10-01 Prytime Medical Devices, Inc. Vascular occlusion catheter for partial occlusion or full occlusion
WO2024030290A1 (en) 2022-08-01 2024-02-08 Edwards Lifesciences Corporation Inflatable balloons with flow channels

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5704913A (en) * 1993-02-16 1998-01-06 Boston Scientific Corporation Dilation catheter and method of treatment therewith
US20020007192A1 (en) * 1999-06-17 2002-01-17 Pederson Gary J. Stent securement by balloon modification
US7163504B1 (en) * 2000-02-16 2007-01-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multi-lumen fluted balloon radiation centering catheter
CN101291637A (zh) * 2005-10-18 2008-10-22 爱德华兹生命科学公司 具有瓣膜导管的心瓣膜输送系统
CN101309654A (zh) * 2005-11-16 2008-11-19 爱德华兹生命科学公司 经心尖心脏瓣膜输送系统和方法
US20090082609A1 (en) * 1997-02-19 2009-03-26 Jose Antonio Condado Multi-purpose catheters, catheter systems, and radiation treatment
CN101489504A (zh) * 2006-07-18 2009-07-22 爱德华兹生命科学公司 用于布置可膨胀球囊心脏瓣膜的系统
US20090228093A1 (en) * 2008-02-29 2009-09-10 Edwards Lifesciences Corporation Expandable member for deploying a prosthetic device

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CH668192A5 (de) * 1985-11-29 1988-12-15 Schneider Medintag Ag Katheter zur behandlung von verengten stellen, beispielsweise in einem blutgefaess.
US4744366A (en) * 1986-09-10 1988-05-17 Jang G David Concentric independently inflatable/deflatable multiple diameter balloon angioplasty catheter systems and method of use
US4878495A (en) * 1987-05-15 1989-11-07 Joseph Grayzel Valvuloplasty device with satellite expansion means
US5108370A (en) * 1989-10-03 1992-04-28 Paul Walinsky Perfusion balloon catheter
US5342301A (en) * 1992-08-13 1994-08-30 Advanced Polymers Incorporated Multi-lumen balloons and catheters made therewith
US5370685A (en) * 1991-07-16 1994-12-06 Stanford Surgical Technologies, Inc. Endovascular aortic valve replacement
US5505702A (en) * 1992-04-09 1996-04-09 Scimed Life Systems, Inc. Balloon catheter for dilatation and perfusion
US6623516B2 (en) * 1992-08-13 2003-09-23 Mark A. Saab Method for changing the temperature of a selected body region
US5295995A (en) * 1992-08-27 1994-03-22 Kleiman Jay H Perfusion dilatation catheter
US5403280A (en) 1993-02-16 1995-04-04 Wang; James C. Inflatable perfusion catheter
US5308356A (en) * 1993-02-25 1994-05-03 Blackshear Jr Perry L Passive perfusion angioplasty catheter
US5433706A (en) * 1993-10-25 1995-07-18 Cordis Corporation Perfusion balloon catheter
US5501667A (en) * 1994-03-15 1996-03-26 Cordis Corporation Perfusion balloon and method of use and manufacture
US5599306A (en) * 1994-04-01 1997-02-04 Localmed, Inc. Method and apparatus for providing external perfusion lumens on balloon catheters
US5658311A (en) * 1996-07-05 1997-08-19 Schneider (Usa) Inc. High pressure expander bundle for large diameter stent deployment
US5947924A (en) * 1996-09-13 1999-09-07 Angiorad, L.L.C. Dilatation/centering catheter used for the treatment of stenosis or other constriction in a bodily passageway and method thereof
US6117064A (en) * 1997-01-06 2000-09-12 Apple; Marc G. Catheter system
EP1432369B1 (en) * 2001-08-31 2008-02-27 Mitral Interventions Apparatus for valve repair
US7744620B2 (en) * 2003-07-18 2010-06-29 Intervalve, Inc. Valvuloplasty catheter
US7275595B2 (en) 2004-05-13 2007-10-02 Schlumberger Technology Corporation Method and apparatus to isolate fluids during gravel pack operations
US7084449B2 (en) 2004-06-22 2006-08-01 International Business Machines Corporation Microelectronic element having trench capacitors with different capacitance values
US8663318B2 (en) * 2007-07-23 2014-03-04 Hocor Cardiovascular Technologies Llc Method and apparatus for percutaneous aortic valve replacement
JP2012505050A (ja) 2008-10-10 2012-03-01 インターバルブ， インコーポレイテッド 弁形成術用カテーテルおよび方法
US9119715B2 (en) * 2008-10-30 2015-09-01 St. Jude Medical, Inc. Collapsible/expandable prosthetic heart valve delivery system and methods

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5704913A (en) * 1993-02-16 1998-01-06 Boston Scientific Corporation Dilation catheter and method of treatment therewith
US20090082609A1 (en) * 1997-02-19 2009-03-26 Jose Antonio Condado Multi-purpose catheters, catheter systems, and radiation treatment
US20020007192A1 (en) * 1999-06-17 2002-01-17 Pederson Gary J. Stent securement by balloon modification
US7163504B1 (en) * 2000-02-16 2007-01-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multi-lumen fluted balloon radiation centering catheter
CN101291637A (zh) * 2005-10-18 2008-10-22 爱德华兹生命科学公司 具有瓣膜导管的心瓣膜输送系统
CN101309654A (zh) * 2005-11-16 2008-11-19 爱德华兹生命科学公司 经心尖心脏瓣膜输送系统和方法
CN101489504A (zh) * 2006-07-18 2009-07-22 爱德华兹生命科学公司 用于布置可膨胀球囊心脏瓣膜的系统
US20090228093A1 (en) * 2008-02-29 2009-09-10 Edwards Lifesciences Corporation Expandable member for deploying a prosthetic device

Cited By (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107427378A (zh) * 2015-04-06 2017-12-01 C·R·巴德公司 具有外部网的可膨胀灌注球囊以及相关方法
CN108348735B (zh) * 2015-09-16 2021-04-06 爱德华兹生命科学公司 灌流球囊设计
CN108348735A (zh) * 2015-09-16 2018-07-31 爱德华兹生命科学公司 灌流球囊设计
CN113499532A (zh) * 2015-11-06 2021-10-15 巴德股份有限公司 具有可选择性致动阀的灌注球囊
CN113499532B (zh) * 2015-11-06 2024-05-28 巴德股份有限公司 具有可选择性致动阀的灌注球囊
CN111225622A (zh) * 2017-08-17 2020-06-02 皇家飞利浦有限公司 用于防止流过血管穿孔的临时性闭塞球囊装置、系统和方法
CN111225622B (zh) * 2017-08-17 2023-11-07 皇家飞利浦有限公司 用于防止流过血管穿孔的临时性闭塞球囊装置、系统和方法
CN107334564A (zh) * 2017-08-23 2017-11-10 上海纽脉太惟医疗科技有限公司 一种无阻挡心脏瓣膜植入式医用球囊
CN107951602A (zh) * 2017-12-11 2018-04-24 成都迈德克科技有限公司 一种自扩张式血管支架、安装装置及其安装方法
WO2019149173A1 (zh) * 2018-02-02 2019-08-08 上海微创心通医疗科技有限公司 扩张球囊以及球囊扩张导管
CN111601631A (zh) * 2018-02-05 2020-08-28 米诺安医疗有限公司 气道扩张装置及展开和收回的相关方法
US12036121B2 (en) 2018-02-09 2024-07-16 The Provost, Fellows, Foundation Scholars, And The Other Members Of Board, Of The College Of The Holy And Undivided Trinity Of Queen Elizabeth Near Dublin (TCD) Heart valve therapeutic device
CN111836601B (zh) * 2018-02-09 2024-05-28 伊丽莎白女王在都柏林附近神圣不可分割的三一学院教务长、研究员、学者及董事会其他成员 心脏瓣膜治疗装置
CN111836601A (zh) * 2018-02-09 2020-10-27 伊丽莎白女王在都柏林附近神圣不可分割的三一学院教务长、研究员、学者及董事会其他成员 心脏瓣膜治疗装置
US11786366B2 (en) 2018-04-04 2023-10-17 Vdyne, Inc. Devices and methods for anchoring transcatheter heart valve
US11344413B2 (en) 2018-09-20 2022-05-31 Vdyne, Inc. Transcatheter deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
US10595994B1 (en) 2018-09-20 2020-03-24 Vdyne, Llc Side-delivered transcatheter heart valve replacement
US11273033B2 (en) 2018-09-20 2022-03-15 Vdyne, Inc. Side-delivered transcatheter heart valve replacement
US11071627B2 (en) 2018-10-18 2021-07-27 Vdyne, Inc. Orthogonally delivered transcatheter heart valve frame for valve in valve prosthesis
US11109969B2 (en) 2018-10-22 2021-09-07 Vdyne, Inc. Guidewire delivery of transcatheter heart valve
US11278437B2 (en) 2018-12-08 2022-03-22 Vdyne, Inc. Compression capable annular frames for side delivery of transcatheter heart valve replacement
US11253359B2 (en) 2018-12-20 2022-02-22 Vdyne, Inc. Proximal tab for side-delivered transcatheter heart valves and methods of delivery
US11185409B2 (en) 2019-01-26 2021-11-30 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-delivered transcatheter heart valve prosthesis
US11273032B2 (en) 2019-01-26 2022-03-15 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-deliverable transcatheter heart valve prosthesis
US11298227B2 (en) 2019-03-05 2022-04-12 Vdyne, Inc. Tricuspid regurgitation control devices for orthogonal transcatheter heart valve prosthesis
US11076956B2 (en) 2019-03-14 2021-08-03 Vdyne, Inc. Proximal, distal, and anterior anchoring tabs for side-delivered transcatheter mitral valve prosthesis
US11173027B2 (en) 2019-03-14 2021-11-16 Vdyne, Inc. Side-deliverable transcatheter prosthetic valves and methods for delivering and anchoring the same
US11202706B2 (en) 2019-05-04 2021-12-21 Vdyne, Inc. Cinch device and method for deployment of a side-delivered prosthetic heart valve in a native annulus
CN113194855A (zh) * 2019-08-06 2021-07-30 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 用于治疗心脏瓣膜或血管钙化的装置和方法
CN113194855B (zh) * 2019-08-06 2022-11-08 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 用于治疗心脏瓣膜或血管钙化的装置
US11166814B2 (en) 2019-08-20 2021-11-09 Vdyne, Inc. Delivery and retrieval devices and methods for side-deliverable transcatheter prosthetic valves
US11179239B2 (en) 2019-08-20 2021-11-23 Vdyne, Inc. Delivery and retrieval devices and methods for side-deliverable transcatheter prosthetic valves
CN114269419B (zh) * 2019-08-23 2024-05-31 巴德股份有限公司 在使用期间允许血液流动的瓣膜成形术医疗装置
CN114269419A (zh) * 2019-08-23 2022-04-01 巴德股份有限公司 在使用期间允许血液流动的瓣膜成形术医疗装置
US11331186B2 (en) 2019-08-26 2022-05-17 Vdyne, Inc. Side-deliverable transcatheter prosthetic valves and methods for delivering and anchoring the same
US11234813B2 (en) 2020-01-17 2022-02-01 Vdyne, Inc. Ventricular stability elements for side-deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
CN111632255A (zh) * 2020-04-28 2020-09-08 贵州省人民医院 一种心血管内科用的血管扩张管及其制备方法
CN111632255B (zh) * 2020-04-28 2022-04-29 贵州省人民医院 一种心血管内科用的血管扩张管及其制备方法
CN111298274B (zh) * 2020-05-14 2020-09-22 上海脉全医疗器械有限公司 一种药物球囊及其使用方法
CN111298274A (zh) * 2020-05-14 2020-06-19 上海脉全医疗器械有限公司 一种药物球囊及其使用方法
CN111588970A (zh) * 2020-05-29 2020-08-28 成都赛拉诺医疗科技有限公司 扩张球囊装置及扩张球囊装置的制作方法
WO2022166881A1 (zh) * 2021-02-05 2022-08-11 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 冲击波装置
CN114869401B (zh) * 2021-02-05 2023-09-22 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 冲击波装置
CN114869401A (zh) * 2021-02-05 2022-08-09 沛嘉医疗科技(苏州)有限公司 冲击波装置

Also Published As

Publication number Publication date
WO2011084500A2 (en) 2011-07-14
EP2512375A4 (en) 2015-04-15
US20140371847A1 (en) 2014-12-18
EP2512375B1 (en) 2016-12-07
US20110144742A1 (en) 2011-06-16
US9707078B2 (en) 2017-07-18
CN102858272B (zh) 2015-07-15
EP2512375A2 (en) 2012-10-24
CA2784499A1 (en) 2011-07-14
CA2784499C (en) 2017-04-18
WO2011084500A3 (en) 2012-11-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102858272B (zh) 治疗脉管通道的膨胀设备
CN103476451B (zh) 用于与经皮递送系统一起使用的稳固性装置
US11458015B2 (en) Perfusion balloon design
CN108601654B (zh) 用于对接心脏瓣膜的装置和系统
US10667906B2 (en) Methods of conformal expansion of prosthetic heart valves
CN102196784B (zh) 人工心脏瓣膜和输送设备
EP2755602B1 (en) Transcatheter valve prosthesis
CN103025272A (zh) 具有减小的面积惯性矩的经导管心脏瓣膜输送系统
CN103037808A (zh) 经导管递送的带有可膨胀稳定管的假体心瓣递送系统
US9795772B2 (en) Endoluminal drug delivery device

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant