CN107530177B

CN107530177B - 用于预防中风的3d过滤器

Info

Publication number: CN107530177B
Application number: CN201680025948.XA
Authority: CN
Inventors: 诺里蒂恩·弗里德
Original assignee: Frid Mind Technologies
Current assignee: Frid Mind Technologies
Priority date: 2015-04-09
Filing date: 2016-04-07
Publication date: 2020-05-01
Anticipated expiration: 2036-04-07
Also published as: RU2017134464A; JP2018515175A; RU2017134464A3; WO2016162402A1; BR112017021398A2; CA2980828A1; EP3078350B1; IL254873A0; KR20170135917A; AU2016245170A1; CN107530177A; US20180064525A1; EP3078350A1

Abstract

本发明涉及可植入型腔内假体以及使用此类装置预防凝块迁移以避免缺血性中风的方法。所述可植入型腔内假体适合于从主动脉瓣环展开到主动脉，并且包括：可自扩张式编织构架，所述可自扩张式编织构架能够从呈输送构型的径向压缩状态扩张到径向扩张状态；以及径向可塌缩瓣体，所述径向可塌缩瓣体包含不可渗透性材料。所述可自扩张式编织构架由具有给定直径的编织线形成，并且具有近端和远端并且沿着轴线延伸，所述近端被配置成朝向心脏延伸，所述远端被配置成远离所述心脏延伸。所述编织构架包括：管状主体，所述管状主体位于所述可自扩张式编织构架的所述远端处；颈部，所述颈部位于所述可自扩张式编织构架的所述近端处；过渡部分，所述过渡部分在所述管状主体的所述近端与所述颈部的所述远端之间延伸。所述管状主体3和所述颈部分别包括呈圆柱形形式的管腔，所述管腔具有圆形横截面和恒定直径，并且所述管状主体的直径大于所述颈部的直径。所述管状主体、所述颈部和所述过渡部分由整体结构组成并且形成具有一定厚度的壁，所述整体结构包括由生物相容性材料制成的多个层、不含任何不可渗透的覆盖层。所述瓣体放置在所述颈部的管腔内。

Description

用于预防中风的3D过滤器

技术领域

本发明涉及可植入型腔内假体以及使用此类装置预防凝块迁移以避免缺血性中风的方法。更具体地，本发明涉及进一步具有心脏瓣膜功能的装置，所述装置被设计成放置在包括弓部的升主动脉中，以防止栓塞物质和血块进入冠状动脉(心脏)、上主动脉(脑部)以及内脏分支(肾、肝等)。

背景技术

中风表示由上游血管中发生的病理变化引起的脑功能的突发性损伤。向脑部供血的动脉的突然闭塞导致缺血性中风。缺血也可能发生在诸如肾、肝和心脏的任何器官中。

约20％的缺血性中风是由心源性脑栓塞引起的，并且44％是由动脉粥样硬化斑块引起的。缺血性中风主要是由形成在动脉壁或心室壁上或左心脏瓣膜上的血栓形成物质栓塞引起的。这些血栓脱落，并且沿着动脉循环扫除。当存在心律失常或结构性异常时，心源性脑栓塞通常是可怕的。心源性脑栓塞性中风的最常见病例是非风湿性心房颤动(AF)、人工瓣膜、风湿性心脏病(RHD)、缺血性心肌病、充血性心力衰竭、心肌梗塞、手术后状态以及突出主动脉弓动脉粥样化。

瓣膜性心脏病是发展中国家和工业化国家的发病率和死亡率的主要原因。虽然风湿性和传染性原因在发展中国家更常见，但是退行性心瓣膜病是工业化世界老龄化人口的主要病因。对于患有晚期症状性疾病的患者，开放性心脏瓣膜置换或修复手术仍然是具有优异的短期和长期结果的标准疗法。

然而，有相当大百分比的典型老年患者不被视为开放性手术的最佳候选者。例如，在欧洲和美国的调查中，约30％的严重症状性主动脉瓣狭窄患者由于他们的高龄和高并发症率而不被视为手术候选者。因为这些患者在医疗管理方面具有不良的结果，所以用于瓣膜修复/植入的侵入性较低的经导管方法(诸如经导管主动脉瓣植入术(TAVI))对于这些高危患者的子群来说似乎是有希望的。

然而，在TAVI之后，中风仍然是一个麻烦的不良事件。中风在经历TAVI的患者中比在接受主动脉瓣置换手术(SAVR)的患者中更为常见，并且与降低的生存率相关联。脑血管意外大多发生在手术过程中或手术之后不久，并且在反复尝试植入假体的情况下更常见。TAVI导致大量的脑微栓子；重要的是，大量的微栓子可能与术后脑损伤的严重程度相关。绝大多数栓塞事件和中风是由动脉粥样硬化物质以及在TAVI的各个阶段期间从狭窄瓣膜撕离的其他碎片的栓塞引起的。

抗凝血药是一类通常用于预防血液形成可能导致中风的关键性凝块的药物。抗凝血药常用于已经高危面临中风的患者，诸如经历TAVI或罹患心房颤动(AF)的患者。

华法林属于一类被称为维生素K拮抗剂(VKA)的药物，意味着它们会干扰参与血液凝固过程的维生素K的正常作用。华法林(临床使用的主要抗凝血药)将与AF相关的中风降低了64％，尽管这种降低伴有出血性并发症的固有风险，其中脑出血是尤其严重的。因此，高达40％的AF患者对抗凝治疗有相对或绝对的禁忌症。VKA具有狭窄的治疗窗，并且需要对国际标准化比率(INR)和随后的剂量调整进行频繁的实验室监测，以将患者维持在目标INR内。

对定期监测的需要还源于华法林的复杂药物代谢动力学曲线，与药物、草药、酒精和食物的相互作用，这可能导致(中风预防不足中的)亚治疗药物浓度或(出血事件中的)超治疗药物浓度。据透露，44％的华法林出血并发症与超治疗INR相关联，并且48％的血栓栓塞事件是在亚治疗浓度的情况下发生的(Oake N、Fergusson DA、Forster AJ、vanWalraven C，Frequency of adverse events in patients with poor anticoagulation:a meta-analysis[抗凝性差的患者的不良事件频率：荟萃分析]，CMAJ.2007；176(11):1589-94)。尽管有基于证据的利用VKA进行中风预防的建议，它们在符合条件的AF患者中仍然是合乎规定的。近似55％的AF患者不能获得足够的中风预防，并且因此中风发病率增加。此外，实际利用华法林进行治疗的患者在治疗范围之外花费的时间高达治疗时间的一半。这意味着华法林在降低中风风险方面的全部潜力从未得到充分的实现和达成。然而，华法林仍然必须使用，因为它在出血事件的情况下具有解毒作用(anti-dote)。

新的口服抗凝血药(NOA)已获得批准或正在开发中，并且有一些已处于临床研究的高级阶段。NOA具体地通过直接且不可逆地抑制一种凝结因子来起作用。存在两类NOA；抑制酶凝血酶的“直接凝血酶(IIa)抑制剂”以及对促进凝血重要的“直接因子Xa抑制剂”。NOA具有优于VKA的潜在优势，包括允许固定剂量、快速起效和失效作用、以及极少的药物和食物相互作用的可预测的抗凝效果。此外，与VKA相比，NOA具有更广泛的治疗指数，从而避免了对常规实验室监测的需要。然而，如果发生任何出血，NOA不具有特定的解毒作用。

已经报道了几种用于防止栓塞物质沿着通向脑部的动脉行进的永久性过滤器装置，但是这些装置并不完全令人满意。例如，美国专利号6673089和6740112公开了一种被设计成有待定位于颈总动脉(CCA)至颈外动脉(ECA)的分叉区的“可自扩张式单层线编织网”。理论上，这种编织网被认为是使栓子偏离到ECA(使血液进入脸部)，并且避免通过颈内动脉(ICA)将栓子运送到脑部。西韦特(Sievert)等人在Cardiovas Intervent Radiol(2012)35:406-412，“A novel carotid device for embolic diversion[用于栓塞分流的新型颈动脉装置])”中，在6至14个月的随访期间对三名患者临床评估了栓子进入颈外动脉(ECA)的绕行(rerouting)功效，并且在ICA孔口前方观察到过滤器闭塞的高风险。

美国专利申请公开号2003/0100940公开了一种用于过滤源自上游源的栓子并防止它们进入将血液运送到脑部的主动脉弓侧分支的支架状保护装置。所述过滤装置由单层网状管组成，所述单层网状管呈由直径为50-100μm的100-160根细丝制成的编织结构形式，网孔宽度为400-1000μm。美国专利号5 061 275公开了一种编织的自扩张式单层支架在线数量和线直径方面受到限制，以便当其在体腔中展开时获得合理的箍力。也就是说，假体的直径越大，这个限制变得越关键。例如，如果假体的直径为30mm，则线直径必须在220与300μm之间，并且线数量必须达到36至64根线，否则假体的壁不能抵靠相应脉管的壁施加足够的箍力。为了获得具有足够大的装置直径以便装配到主动脉区域(例如，25至45mm)并且同时具有细网孔的编织单层支架，所述支架应当由以下各项组成：(i)具有小直径的大量线或(ii)在编织线之间形成大于150度角的较长长度的线。然而，如美国专利号5 061 275中所论述，此类参数(i)和(ii)不容许编织提供植入主动脉弓中所需的足够箍力的支架。

发明内容

本发明的第一目的是开发一种用于置换缺损的心脏瓣膜的简单方法。

另一个目的在于，提供一种可植入型腔内假体，所述腔内假体限制和/或防止经由冠状动脉和经由上主动脉分支在左心室中、在升主动脉中或在主动脉瓣上、在整个体腔中、尤其是在心脏的方向上形成的血块和栓塞物质的扩散。

本发明的另一个目的在于，提供一种具有心脏瓣膜功能的可植入型腔内假体，所述腔内假体确保对心脏瓣膜的牢固支撑并且使植入后的瓣膜稳定。

本发明的另一个目的是提供一种可植入型腔内假体，所述腔内假体适合于在诸如主动脉弓的弯曲脉管内展开，所述弯曲脉管位于将血液供应到所有桥接脉管的分支(如为脑部供氧的那些脉管)前部，并且进一步适合于有效地使将会流入主动脉弓分支、流入降主动脉的栓塞物质偏转，从而防止颅外栓子阻塞脑部中的小间隙动脉(intercranicalartery)。

本发明的另一个目的是提供一种用于通过选择性地阻塞主动脉弓内的栓塞物质的通过并使所述栓塞物质从主动脉弓分支偏离来对已知患有栓塞性疾病的患者进行治疗的方法。

本发明的另一个目的是提供一种可植入的过滤医疗装置，所述过滤医疗装置当在弯曲管腔中展开时能够提供与处于扩张状态下的装置基本上相同的最大网孔尺寸，因此适合于定位在主动脉弓中，同时在外曲线侧保持足够的表面覆盖率和网孔尺寸，以便获得足够的栓子绕行功效。

本发明的又一个目的是提供一种可植入的医疗装置和一种用于通过装置中的层压来改善器官(诸如脑部、肾、肝和心脏)灌注的方法，其中通向所述器官的分支入口被可植入的医疗装置覆盖。

本发明的主题在所附独立权利要求中被限定。优选实施例在从属权利要求中被限定。

本发明的主题是一种适合于从主动脉瓣环展开到主动脉的可植入型腔内假体。所述假体包括可自扩张式编织构架，所述编织构架能够从呈输送构型的径向压缩状态扩张到径向扩张状态。可自扩张式编织构架由具有给定直径

的编织线形成，并且具有近端和远端，所述近端被配置成朝向心脏延伸，所述远端被配置成远离心脏延伸。可自扩张式编织构架沿着轴线延伸。可自扩张式编织构架包括：管状主体，所述管状主体位于可自扩张式编织构架的远端处；颈部，所述颈部位于可自扩张式编织构架的近端处；以及过渡部分，所述过渡部分在管状主体的近端与颈部的远端之间延伸。管状主体和颈部分别包括呈圆柱形形式的管腔，所述管腔具有圆形横截面和恒定直径。颈部的直径小于管状主体的直径。管状主体、颈部和过渡部分由整体结构组成并且形成具有一定厚度(T₂₀)的壁，所述整体结构不含任何不可渗透的覆盖层。所述假体进一步包括径向可塌缩瓣体，所述瓣体包括不可渗透的材料并且放置在颈部的管腔内。在完全扩张状态下，管状主体和过渡部分的总长度为至少50mm、优选地为至少100m、更优选地为150mm、甚至更优选地为200mm。生物相容性材料优选地为从由以下各项组成的组中选择的金属基底：钛、诸如镍钛诺和镍钛诺-

-铂等镍钛合金、任何类型的不锈钢、或诸如

等钴铬镍合金。

可自扩张式编织构架包括具有由生物相容性材料制成的线的多个层，每一层形成一个网，这些网利用给定层的多根线形成网格。当垂直于可自扩张式编织构架的壁进行观察时，所述网格限定多边形开口单元。在完全扩张状态下，多边形开口单元的内切圆的平均直径优选地为至少50μm且至多200μm、更优选地为至少100μm且至多150μm。

可自扩张式编织构架的壁的厚度(T₂₀)与线的直径

的比

高于2.0、优选地为至少3.5、更优选地为至少5.5、甚至更优选地为至少6.5、甚至更优选地为至少7.5。优选地，网互锁，从而利用给定层的多根线形成网格，这些线被整合在相邻层中的至少一者的网中，这样使得所述构架的相邻层的网基本上是偏移的。

有利地，可自扩张式编织构架由至少150根线、更优选地至少180根线、甚至更优选地至少250根线、甚至更优选地至少300根线组成。线的直径优选地为至少30μm且至多180μm、更优选地为至少50μm且至多150μm、甚至更优选地为至少75μm且至多100μm。

在完全扩张状态下，所述可自扩张式编织构架的表面覆盖率(SCR)优选地为至少35％、更优选地为至少45％、甚至更优选地为至少55％、甚至更优选地为至少65％且小于90％。

当可植入型腔内假体在H/W(高/宽)比为0.5与0.9之间的弯曲管腔中展开时，多边形开口单元的内切圆(IC)的平均直径

优选地为至少50μm且至多250μm，长度相关的压缩比(LCR)在15％与40％之间，并且编织构架的表面覆盖率(SCR)在外曲线侧为大于35％。

根据优选实施例，过渡部分具有直径比管状主体的直径大的横截面，以便形成球形。

根据另一个优选实施例，可自扩张式编织构架进一步包括位于编织构架的近端与颈部之间的密封部分，所述密封部分的直径朝向编织构架的近端增加。可自扩张式编织构架优选地进一步包括位于可自扩张式编织构架的远端与管状主体之间的扩大部分，所述扩大部分的直径朝向可自扩张式编织构架的远端增加。

根据另一个优选实施例，所述线的表面被膦酸酯、优选地偕二膦酸酯覆盖。所述偕二膦酸酯的至少一个膦酸酯部分共价地且直接地键合到线的外表面上。二膦酸酯作为单层且作为最外层覆盖线的外表面的至少50％，并且作为单层且作为最外层覆盖线的外表面的至少50％。有利地，所述偕二膦酸酯从由以下各项组成的组中选择：依替膦酸、阿仑膦酸、氯膦酸、帕米膦酸、替鲁膦酸、利塞膦酸或它们的衍生物。

作为另一个实施例，所述线的表面涂覆有包含烃链的膦酸酯，所述烃链包括作为线性链(linier chain)的3至16个碳原子。膦酸酯的磷原子在α位置与烃链键合。所述烃链在其终端位置处通过羧基、膦酸基或羟基进一步官能化。膦酸酯共价地且直接地键合到线的外表面上，并且作为单层且作为最外层覆盖这些线的外表面的至少50％。

本发明的另一个主题涉及上述可植入型腔内假体，用于通过将所述可植入型腔内假体放置在将血液运送到心脏和脑部的冠状动脉和上主动脉分支的孔口处，在假体瓣膜植入过程中和之后预防患者栓塞性中风。

本发明的另一个主题涉及上述可植入型腔内假体，用于通过将所述可植入型腔内假体放置在主动脉中同时覆盖将血液运送到心脏和脑部的冠状动脉和上主动脉分支的孔口来改善器官灌注。

附图说明

以下将参考附图来对本发明的其他特征和优点进行说明，在附图中：

图1是放置在心脏心室中以及升主动脉、弓部和降主动脉中的根据本发明的装置的侧视图；

图2a是处于完全扩张状态的图1的装置的侧视图；

图2b和图2c分别是具有闭合的和打开的心脏瓣膜的图2a的装置的截面图；

图3是处于完全扩张状态的本发明的装置的另一个实施例的侧视图；

图4a和图4b是形成瓣体的组织的透视图；

图5和图6是处于完全扩张状态的本发明的装置的其他实施例的侧视图；

图7是本发明的装置的另一个实施例的细节的剖视图；

图8是放置在心脏心室和升主动脉中的本发明的装置的另一个实施例的剖视图；

图9是处于完全扩张状态的本发明的装置的另一个实施例的侧视图；

图10是放置在心脏心室和升主动脉中的图9的实施例的原位剖视图；

图11是在弯曲管腔中展开的管状主体的侧视图；

图12和图13分别是处于笔直的完全扩张状态和在弯曲管腔中处于展开状态的本发明的装置的透视图；

图12a和图13a分别是图12和图13的细节的放大视图；

图14是主动脉的示意性横截面图，其示出了如何测量主动脉弓的宽度和高度；

图15是根据本发明的一个(或另一个)腔内假体的一部分的示意性放大图；

图16是处于扩张状态的腔内假体的侧视图；

图16a是图16所示的腔内假体的一部分的示意性放大图；

图17a-17c分别是腔内假体的具有其第一层、第一层和第二层以及第一层、第二层和第三层的一部分的示意性正视图，其示出了如何阻止试图穿过冠状动脉或主动脉分支的入口前部的腔内假体的壁的栓塞物质；

图18a-18c分别是图17a-17c所示的腔内假体的一部分的示意性透视图；

图19a示出处于完全扩张状态的常规单层编织过滤器装置和所述过滤器装置的一部分的放大图；

图19b示出在弯曲管腔中展开的常规单层编织过滤器装置和所述过滤器装置的位于外曲线侧的一部分的放大图；

图20是位于主动脉分支孔口处的主动脉弓的局部示意性放大横截面图，其示出了根据本发明的展开的腔内假体；

图21a和图21b是图20所示的示意性放大图，其图示出了在心动周期期间如何将暂时位于主动脉孔口前部的栓塞物质冲洗掉；

图22是表示(x)与(y)之间的关系的图表，(x)是根据本发明的腔内假体在其中展开的弯曲管腔的H/W比，(y)是腔内假体的网孔在外曲线侧的平均内切圆直径；

图23是表示(x)、(y)和(z)之间的关系的图表，(x)是根据本发明的腔内假体在其中展开的弯曲管腔的H/W比，(y)是网孔在外曲线侧的平均内切圆直径，(z)是长度相关的压缩比；

图24是表示(x)与(y)之间的关系的图表，(x)是根据本发明的腔内假体在其中展开的弯曲管腔的H/W比，(y)是腔内假体的网孔在外曲线侧的平均内切圆直径；

图25是表示(x)、(y)和(z)之间的关系的图表，(x)是根据本发明的腔内假体在其中展开的弯曲管腔的H/W比，(y)是网孔在外曲线侧的平均内切圆直径，(z)是长度相关的压缩比。

具体实施方式

如本文所用，术语“可植入的”是指将医疗装置定位在体腔内的某一位置处的能力。可植入的医疗装置可以被配置用于在医疗干预过程中瞬时(例如，几秒钟、几分钟、几小时)放置在体腔内，或者被配置成永久地保留在体腔中。

术语“腔内”或“经腔”假体是指被适配用于通过手术放置在弯曲或笔直体腔中的装置，其中假体在体腔的管腔内前进并且从远程位置穿过所述管腔到达体腔内的目标位点。在脉管手术中，医疗装置典型地可以根据荧光镜引导在线导向器上使用导管而引入“血管内”。导管和线导向器可以通过脉管系统中的常规接入位点引入。

术语“导管”是指插入血管中以接入目标位点的管。在本说明书中，“导管”将指代导管本身或具有其附件的导管，所述附件意指针、导线、导引护套和本领域技术人员已知的其他常见的适合的医疗装置。

术语“防止”包括拒绝或抑制栓塞物质进入指定的血管，诸如分支血管。

为了避免任何混淆，在以下描述中，术语“开口”、“气孔”和“窗”具有其普通含义，并且也可互换地使用以指代从医疗装置的一个面或表面到其另一个面或表面的开放通道或通路。类似地，术语“入口”、“接点”、“口部”和“孔口”是指脉管系统中的至少有一个分支血管偏离主血管的区域。

术语“内皮化”是指导致内皮细胞向内生长到装置上的细胞过程。

术语“永久的”是指可以放置在血管中并将在长时间(例如，几个月、几年)内并且可能地在患者的剩余寿命内保留在血管中的医疗装置。

术语“栓子”、“栓塞物质”和“滤液”是指已经通过血流带到其驻留位点的凝块或其他生物物质。阻塞物质通常是血块(即，血栓)，但也可以是脂肪球(归因于动脉粥样硬化)、一片组织或细菌团块。

腔内假体1被配置成当布置在输送系统内时采用具有相对小且相对均匀的直径的压缩形状(即，“处于压缩状态”)，并且在诸如身体管腔的输送位置内自发地采用具有径向扩张的直径的展开形状(即，“处于展开状态”)，如图1、图8和图10所示。如本文所用，术语“扩张形状”或“扩张状态”是指当自回弹物体(例如，编织构架20)被允许在没有任何外压缩力(即，非收缩状态)的情况下扩张时由其自扩张特性引起的形状或状态，例如如图2a至图2c、图3、图5、图6和图9所示。除了这些定义之外，术语“标称直径”指代支架过滤器在放置于目标脉管中时的直径。一般来说，被设计成永久地放置在身体管腔内的可自扩张装置的标称直径

比所述装置在没有外部压缩力的情况下展开时的外径

小10％至25％。由于主动脉39的直径

一般在20mm与40mm之间，可自扩张式编织构架20的管状主体3因此被设计和/或制造成在扩张状态下具有在22mm与50mm之间的直径

假体直径的变化继而影响其长度。如图12和图13所示，本发明的管状主体3在展开状态下的长度(L_{3_dep})因此大于其在扩张状态下的长度(L_{3_exp})。管状主体3的长度相关的压缩比(LCR)可以由以下关系式定义：

LCR＝(L_{3_dep}–L_{3_exp})/L_{3_exp}

图1表示根据本发明的可植入型腔内假体1，所述腔内假体在主动脉39内展开，具体地从主动脉瓣环43展开至降主动脉以及覆盖冠状动脉44和上主动脉分支37的弓部。

根据本发明的可植入型腔内假体1包括能够从呈输送构型的径向压缩状态扩张到径向扩张状态的可自扩张式编织构架20以及由不可渗透性材料制成的径向可塌缩瓣体10，如图2a至图2c所示。

编织构架20具有被配置成朝向心脏延伸的近端6，以及被配置成远离心脏延伸的远端7。编织构架20包括：管状主体3，所述管状主体包括呈圆柱形形式的管腔，所述管腔在编织构架的远端处具有圆形横截面和恒定直径；颈部5，所述颈部包括圆柱形形式的管腔，所述管腔在编织构架20的近端处具有比所述管状主体3的圆形横截面和恒定直径小的圆形横截面和恒定直径；以及过渡部分4，所述过渡部分在管状主体3的近端与颈部5的远端之间延伸。所述管状主体3、所述颈部5和所述过渡部分4由整体连续的结构组成，所述结构由多层编织物制成并且没有任何不可渗透的覆盖层。径向可塌缩瓣体10放置在颈部5的管腔内。在完全扩张状态下，管状主体3和过渡部分4的总长度为至少50mm，这样使得编织构架20的壁完全覆盖主动脉窦45，以防止在左心室中产生的可能栓塞物质进入分支到主动脉窦45的冠状动脉，如图8所示。主动脉窦45是在主动脉瓣46正上方出现的升主动脉的解剖膨胀。

管状主体3和过渡部分4的总长度在完全扩张状态下优选地为至少100mm，以便确保主动脉窦45与可自扩张式编织构架20的密封。总长度更优选地为至少150mm，甚至更优选地为至少200mm(仍处于如图1所示的完全扩张状态)，这样使得编织构架可以进一步覆盖上主动脉分支以便使不仅在左心室中形成的、而且还在主动脉瓣周围的主动脉窦和升主动脉中形成的栓塞物质偏离。

作为优选实施例，如图3所示，可自扩张式编织构架20进一步包括位于编织构架20的远端7与管状主体3之间的扩大部分2。扩大部分2的直径朝向编织构架20的远端7增加。扩大部分2还降低了植入之后装置迁移和内漏的风险。

图4a和图4b以更详细的方式示出本发明的径向可塌缩瓣体10。所述瓣体包括由不可渗透的材料制成的裙缘12和小叶11。所述裙缘12和小叶11优选地是从一片动物心包组织、诸如猪心包组织切割的，或者是从另一种适合的合成或聚合材料切割的。心包组织可以根据组织加工技术进行加工，所述组织加工理技术本身在形成和处理组织瓣膜材料领域中是已知的。小叶11具有自由边缘13和小叶主体14。自由边缘13形成成品瓣体10的接合边缘13。小叶主体14连结到裙缘12上。裙缘12优选地由与小叶11相同的材料构成，并且包括凹陷部分15、增强区域17和近侧部分18。每个凹陷部分15通过缝合或胶合连结到对应小叶11的小叶主体14上。瓣体10是轴线与编织构架20的轴线平行的截头锥体，并且优选地包括增强装置，诸如例如沿着所述轴线附连到裙缘12的在凹陷部分15之间的壁上的重叠瓣体材料、金属线和塑料棒。这防止了瓣体10在心脏循环过程中内侧外翻和/或防止放置在编织构架中的瓣体的迁移。裙缘12的近侧部分18优选地通过诸如缝合和胶合的附接手段附连到编织构架20的近端6的内壁上。

根据另一个实施例，如图5和图6所示，可自扩张式编织构架20进一步包括位于编织构架20的近端6与颈部5之间的密封部分8。密封部分8的直径朝向编织构架的近端6增加。密封部分8还降低了植入之后装置迁移远离瓣膜位点的风险。

为了确保主动脉瓣环43的密封并防止来自反流的血流，可以使用不可渗透的生物相容性套管9来将裙缘12的近端18与编织构架20的近端6夹在一起，并且通过诸如缝合和胶合的附接手段来附连所述套管，如图7所示。这也降低了近端6的接线边缘当其在体内展开时伤害主动脉瓣环43的组织的风险。优选地，不可渗透的生物相容性片材9是弹性的，以适应编织构架在其输送状态与展开状态之间的长度和直径的变化。

图9示出本发明的另一个实施例，过渡部分4在这里具有直径比管状主体3的直径大的横截面，以便形成球形。由于这种球形构型，可植入的腔内装置1非常适合于主动脉窦45。因此，位于主动脉窦45中的冠状动脉44的口部被编织构架20的多层壁很好地覆盖，这样使得可以防止在原始心脏瓣膜46上或主动脉窦45中形成的栓塞物质进入和阻塞冠状动脉44，如图10所示。

当管状主体2如图11所示在弯曲管腔30中展开时，所述管状主体的长度(L_{3_dep})是沿着曲线的中点31测量的，如图13所指示。

主动脉弓39的曲线一般通过测量曲线的宽度(W₃₉)和高度(H₃₉)来定义，如欧(Ou)等人在J.Thrac.Cardiovasc.Surg.2006；132:1105-1111中所述。宽度(W₃₉)被测量为升和降主动脉39的接近于穿过右肺动脉(RPA)的轴平面的中点31之间的最大水平距离；并且主动脉弓的高度(H₃₉)被测量为(W₃₉)与主动脉弓39的最高中点31之间的最大垂直距离，如图14所描绘。比H₃₉/W₃₉一般在0.5和0.9的范围内。例如，当值为0.9(最差的情况)时，主动脉弓极其尖锐，如图11所描绘。这可能导致先前描述的具有较差箍力的“常规”过滤器的扭结。此外，将注意到，与以H/W比为约0.6(这通常在健康的主动脉中观察到)的曲线展开的情况相比，其笔直形式之间的网孔差异更大。本发明的优点之一在于，由于这些层的组合，网窗不受这种极其尖锐的曲线的影响，如从图12a和图13a之间的比较可看出的。

如图15所示，编织构架20包括由生物相容性材料制成的线25的多个层22、23、24。所述线优选地具有至少30μm、优选地至少50μm且至多180μm、更优选地至少75μm且至多150μm、甚至更优选地至多100μm的直径

编织构架20的每一层形成一个网。当相对于壁垂直地观察时，编织构架20的网利用多级线25形成网格。优选地，这些网彼此互锁以形成互锁的多层结构。术语“互锁的多层”是指包括多个层22、23、24的构架，所述层的层片(ply)在编织时是不明显的，例如第一层22的层片22a的给定数量的线与第二层23的层片23a和/或其他层24互锁。例如，可以通过使用在EP1248372中描述的编织机来形成所述互锁的多层。内腔假体1的编织构架20优选地由至少150根线25、更优选地至少180根线、甚至更优选地至少250根线、甚至更优选地至少300根线且优选地至多600根线制成。

网格限定具有由侧边(即，线段)限定的多边形形状的开口单元26。多边形形状优选地为四边形，更优选地为平行四边形。“平行四边形”意指具有两对平行侧边的简单四边形；平行四边形的对边具有相等的长度；平行四边形的对角具有相等的测量值；并且对角线相互平分。平行四边形包括正方形、矩形和菱形。如本文所用，“内切圆”27是指可以在多边形开口单元26内绘制并且与其最多侧边(即，线段25)相切的最大圆，如图12a、图13a和图15所描绘。

内切圆27的尺寸直接反映了使栓塞物质35、具体地已经流入上主动脉分支的微栓子偏转到降主动脉的功效。“微栓子”是指具有显微粒径的栓子，例如微小的血块或小的细菌团块。微栓子是气态或固态的栓塞物质。气态微栓子可以源于由假体心脏瓣膜产生的机械引发的空穴作用。气态微栓子具有4μm的近似直径，并且通常不会对大脑造成有害影响。相比之下，固态微栓子比气态微栓子大得多，其具有100μm的近似直径。固态微栓子具有与毛细血管尺寸(直径为7-10μm)相比更大的尺寸可能导致微循环阻塞。在J.Endovasc.Ther,2009；16；161-167，由Charalambous等人发表的“Reduction of cerebral embolixationin carotid angioplasty:An in-vitro experiment comparing 2 cerebral protectiondevices[颈动脉血管成形术中脑栓塞的减少：比较2个脑保护装置的体外实验]”中，直径小于200μm的气态或小栓子仅引起临床上未被察觉的脑缺血。

因此，为了使大于200μm的栓塞物质绕行，多边形开口26的内切圆27(IC)的平均直径

在弯曲展开构型中优选地为至多200μm、优选地为至多150μm，以便符合主动脉弓的几何形状。同时，由于开口应当足够大以使血液成分穿过假体1的壁并保持足够的灌注，平均IC应当为至少50μm、优选地为至少75μm、更优选地为至少100μm。多边形开口26的内切圆27(IC)的平均直径

意指通过将内切圆27的所有直径相加并将总和除以开口26的总数而得到的值。

本发明的优点之一在于，与具有

比小于2.0的常规过滤器相比，

比值较高的编织构架20可以有效地防止栓塞物质35穿过它的壁，如图17a-17c、图18a-18c和图21b所示。编织构架20的壁厚(T₂₀)与线直径

的比

大于2.0表征具有多于单层网的编织构架。比

越大，编织构架20将包括的层就越多。在壁上形成基本上平行对齐的多个层(如图16所示)的每根线有可能使试图穿过腔内假体1的壁的栓塞物质偏离或阻止所述栓塞物质，如图17a-17c和图18a-18c示意性地解释的，因此本发明的结构可以增加栓子绕行功效。

此外，比

高于3.5的互锁的多层构型带来了重要的技术特性：当在H/W比处于0.5与0.9之间的弯曲管腔中展开时，开口单元的平均内切圆直径

为至少50μm且至多250μm，即使在如图11和图14所定义的曲线29的外侧也保持了所希望的开口尺寸。由于上主动脉分支的口部位于弓部的外侧，当以主动脉弓几何形状展开时，在外侧设置最佳的开口尺寸是最重要的，以便提高过滤功效。本发明的互锁多层构型的线移位以保持相邻平行线之间的规则距离，从而导致平均内切直径

在弯曲状态(如图12a和图13a所示)下或笔直构型中保持几乎相同。反之，当

小于2.0的常规单层网状管在弯曲管腔中展开时，在外曲线侧的网孔比笔直构型中的网孔宽得多，如图19a至图19d所示。因此，本发明的编织构架20的

比应当大于2.0、优选地为至少3.5、更优选地为至少5.5、甚至更优选地为至少6.5、甚至更优选地为7.5。

如上所述，主动脉表现出动脉顺应性。因此，用于主动脉的腔内假体应当具有足够的箍力以处理动脉顺应性；否则它可能会引起诸如装置迁移和扭结的并发症。装置迁移是装置在植入之后的不希望的位移，并且扭结是本领域技术人员熟知的在弯曲脉管中放置支架的过程中发生的现象。为了获得足够的箍力，长度相关的压缩比(LCR)应当在15％和40％、优选地在30％和40％的范围内。图23和图25示出根据本发明的LCR、H/W比和平均内切圆直径

的关系。

编织构架20的表面覆盖率(SCR)由以下关系式定义：

SCR＝S_w/S_t

其中：“S_w”是由构成编织构架20的线25覆盖的实际表面，并且“S_t”是编织构架20的壁的总表面面积。在完全扩张状态下，编织构架20的SCR优选地为至少45％、更优选地大于50％、甚至更优选地为至少55％、甚至更优选地为至少65％且至多90％。当在具有内腔假体1的标称直径以及0.5与0.9之间的H₃₀/W₃₀比的C形弯曲管腔30中展开时，

比为至少3.5的(优选地5.5、更优选地为至少6.5、甚至更优选地为至少7.5)的编织构架20可以沿着其外曲线29提供与其笔直构型的表面覆盖率(SCR)几乎相同的表面覆盖率，即，至少35％。本发明的另一个优点是导致栓子绕行功效的改善。

所属领域中为人所知的过滤装置常常被堵塞并且需要进行清洁或甚至被置换。被设计成永久地定位在血管中的腔内假体应当具有这样的固有能力：自我清洁或通过内生力或内生作用进行清洁，以便避免医师定期清洁或从血管中取出所述装置。

当与常规的过滤器装置相比时，相对于开口26的尺寸、即内切圆直径

具有足够壁厚(T₂₀)的腔内假体1的可自扩张式编织构架20具有更高的自清洁特性。如图20、图21a和图21b所示，在上主动脉分支37的孔口36周围流动的一些栓塞物质35由于在心室收缩和心动周期的松弛阶段期间穿过编织构架壁的血液流入，而暂时被推压在上主动脉分支37前部的可自扩张式编织构架20的内表面42上。由于编织构架26具有足够的壁厚T₂₀，这些栓塞物质35被截留在内表面42上而不是穿过壁，并且然后在心房收缩过程中由于冲洗排出力而被冲洗掉，回到主动脉血流38中。术语“冲洗排出力”是指本发明假体的固有特性。确切地说，所述力是通过与栓塞物质35接触的流动的主动脉血液38来施加到所述栓塞物质的力。

本发明人进行的研究和实验得出了令人惊讶且意想不到的结论。如果如同在常规过滤器中那样，比

小于2.0，栓塞物质35被冲洗通过网孔并进入动脉分支或积聚，直到栓塞物质阻断分支口部处的血流。比

越大，可自扩张式编织构架20所表现出的冲洗排出力就越大。因此，本发明的比

高于2.0、优选地为至少3.5、更优选地为至少5.5、甚至更优选地为至少6.5的腔内假体1降低了由所述腔内假体覆盖的分支口部的阻塞风险，从而导致在使用中的安全性增加。

本发明中使用的生物相容性材料优选地为从由以下各项组成的组中选择的金属基底：不锈钢(例如，316、316L或304)；包括形状记忆或超弹性类型的镍钛合金(例如，镍钛诺、镍钛诺-

-铂)；钴铬合金(例如，埃尔基洛伊耐蚀游丝合金(elgiloy))；钴铬镍合金(例如，phynox)；钴、镍、铬和钼的合金(例如，MP35N或MP20N)；钴铬钒合金；钴铬钨合金；镁合金；钛合金(例如，TiC、TiN)；钽合金(例如，TaC、TaN)；L605。所述金属基底优选地从由以下各项组成的组中选择：钛、诸如镍钛诺和镍钛诺-

-铂等镍钛合金、任何类型的不锈钢或诸如

等钴铬镍合金。

作为附加的令人惊讶的效果，根据比

的增加，分支中的灌注得到改善。在生理学中，“灌注”是身体将血液输送到其生物组织中的毛细血管床的过程。术语“灌注不足”和“过度灌注”衡量相对于组织的当前需要的灌注水平，以满足其代谢需要。由于本发明的可植入的医疗装置增加了其所覆盖的上主动脉分支的灌注，上主动脉分支将血液运送到的器官的功能得到改善。

如美国专利申请号US2006/0015138中所指示，已知优选用于血液过滤装置的涂层应当是高度疏水的[例如聚四氟乙烯(PTFE)、聚偏氟乙烯(PVDF)和聚芳纶(polyalilene)]，以便减小血液与装置表面之间的摩擦程度并增强去往分支的血液流入。

令人惊讶的是，本发明人发现，当将本发明的编织构架20与形成在编织构架20上的磷基酸涂层组合在一起并且经由与编织线25的表面的共价键合来永久地附接时，获得了有趣的表面机械特性，所述表面机械特性改善栓子绕行功效，同时保持编织构架20在上主动脉分支的孔口上的部分处具有足够的渗透率。所使用的磷基酸可以选自具有化学式H₂R¹PO₃的有机膦酸，其中R¹是有机配体，其中碳原子在其α位置直接与磷键合。至少一个膦酸酯部分共价地且直接地键合到涂层中的金属基底的外表面上。在一个优选实施例中，所述有机配体包含具有3至16个碳原子的烃链。有机配体在其末端碳处(即，在α位的相对端处)进一步官能化，以便增加涂层与在主动脉中流动的栓塞物质35之间的相互作用。所述官能团可以是羟基、羧基、氨基、硫醇基、膦酸基或它们的化学衍生物。优选地，取代基是羧基、膦酸基或羟基。所述涂层提供了改善的栓子绕行功效，同时促进在可植入的医疗装置的除覆盖分支孔口的部分之外的覆盖动脉壁的内壁上的内皮形成，并且在上主动脉分支前部的部分处保持编织构架的足够渗透率。优选地，有机配体中所包括的作为线性链的碳原子数为至少6个且至多16个，更优选地为至少8个且至多12个。所述膦酸可以从由以下各项组成的组中选择：6-膦酰基己酸、11-膦酸十一烷酸、16-膦酰基十六烷酸、1,8-辛二膦酸、1,10-癸基二膦酸以及(12-膦酸十二烷基)膦酸。有机配体的一个碳原子–(CH₂)–可以被叔氨基–N(R²Y)–取代。叔氨基的取代基具有烷基–R²Y，其末端碳被羧酸、膦酸或它们的衍生物官能化。包含叔氨基的所述膦酸优选地从由以下各项组成的组中选择：N-(膦酰基甲基)亚氨基二乙酸和N,N-双(膦酰基甲基)甘氨酸)。在另一个优选实施例中，膦酸在有机配体的α位置可以通过辅助膦酸和/或羟基、诸如5-羟基-5,5'-双(膦酰基)戊酸而进一步官能化。

在另一个优选实施例中，涂层由生发二膦酸酯形成，所述二膦酸酯的特征为位于同一碳原子上的两个C-P键，从而定义为P-C-P结构。二膦酸酯的至少一个膦酸酯部分共价地且直接地键合到涂层中的金属基底的外表面上。二膦酸酯作为单层且作为最外层覆盖金属基底的外表面的至少50％。优选地，R³表示在末端位置处被-COOH或-OH取代的-C_1-16烷基；并且R⁴表示-OH。优选地，所述偕二膦酸酯是依替膦酸、阿仑膦酸、氯膦酸、帕米膦酸、替鲁膦酸、利塞膦酸或它们的衍生物。

展开方法

根据一种优选方法，通过使用腔内假体输送设备100来展开本发明的腔内假体1。所述设备100被设计成由操作者从近侧位点驱动穿过脉管系统，这样使得设备的远端可以靠近植入位点，在所述植入位点处，可以将假体1从设备100的远端卸载。输送设备100包括假体1本身、已经引入假体100的假体接收区域、中心内轴和缩回护套。优选地，设备100进一步包括被压缩在护套内的自扩张式保持装置，所述护套的远侧部分环绕假体的近侧部分，并且所述护套的近端通过接头永久地连结到内轴上，以便使设备100具有将部分未套好的假体重新包裹到缩回护套中的功能。为了在主动脉中的希望位置处展开假体1，缩回护套的远端被带到主动脉瓣环，并且缩回护套从假体1上方朝向输送设备100的近端逐渐抽出。一旦护套与保持装置的近端相邻，就允许假体1部分地自扩张到展开形状。通过使护套不断地朝近侧缩回，保持装置从护套释放并且在有机体的温度的作用下和/或由于其固有的弹性而展开。为了防止植入之后的假体迁移，一般选择尺寸过大的假体1，所述假体在其“标称”扩张状态下的直径比植入位点处的身体管腔的直径大10％-40％。这样的假体1在身体管腔的内壁上施加足够的径向力，并且因此牢固地固定在其被植入的位置处。由于在展开时，由假体1的展开部分提供到主动脉壁上的径向力变得比处于其展开状态的已展开保持装置的抓持力更大，保持装置可以在展开位置处释放假体，而当内轴与护套一起朝近侧缩回时不会出现不希望的纵向位移。

Claims

1.一种适合于从主动脉瓣环展开到主动脉的可植入型腔内假体(1)，包括：

1)可自扩张式编织构架(20)，所述可自扩张式编织构架能够从呈输送构型的径向压缩状态扩张到径向扩张状态，所述可自扩张式编织构架(20)由具有给定直径

的编织线形成并且具有近端(6)和远端(7)并且沿着轴线延伸，所述近端被配置成朝向心脏延伸，所述远端被配置成远离所述心脏延伸，所述可自扩张式编织构架(20)包括：

a)位于所述可自扩张式编织构架(20)的所述远端(7)处的管状主体(3)，所述管状主体包括呈圆柱形形式的管腔，所述管腔具有圆形横截面和恒定直径；

b)位于所述可自扩张式编织构架(20)的所述近端(6)处的颈部(5)，所述颈部包括呈圆柱形形式的管腔，所述颈部的所述管腔具有比所述管状主体(3)的圆形横截面和恒定直径小的圆形横截面和恒定直径；以及

c)过渡部分(4)，所述过渡部分在所述管状主体(3)的近端与所述颈部(5)的远端之间延伸，

所述管状主体(3)、所述颈部(5)和所述过渡部分(4)由整体结构组成并且形成具有一定厚度(T₂₀)的壁，所述整体结构不含任何不可渗透的覆盖层，

2)径向可塌缩瓣体(10)，所述径向可塌缩瓣体包括放置在所述颈部(5)的所述管腔内的不可渗透性材料，

其特征在于，在完全扩张状态下，所述管状主体(3)和所述过渡部分(4)的总长度为至少50mm，所述可自扩张式编织构架(20)包括具有由生物相容性材料制成的线(25)的多个层(22，23，24)，每一层形成一个网，所述网利用给定层(22，23，24)的多根线(25)形成网格，当垂直于所述可自扩张式编织构架(20)的壁进行观察时，所述网格限定多边形开口单元(26)，所述可自扩张式编织构架(20)的壁的厚度(T₂₀)与线(25)的直径

的比

大于2.0。

2.根据权利要求1所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述网互锁，从而利用给定层的多根线形成网格，所述线被整合在相邻层中的至少一者的网中，这样使得所述可自扩张式编织构架的相邻层的网是偏移的。

3.根据权利要求1或2中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在所述完全扩张状态下，所述管状主体(3)以及所述过渡部分(4)的总长度为至少100m。

4.根据权利要求3所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在所述完全扩张状态下，所述管状主体(3)以及所述过渡部分(4)的总长度为150mm。

5.根据权利要求3所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在所述完全扩张状态下，所述管状主体(3)以及所述过渡部分(4)的总长度为200mm。

6.根据权利要求1-2和4-5中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述比

为至少3.5。

7.根据权利要求6所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述比

为5.5。

8.根据权利要求6所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述比

为6.5。

9.根据权利要求6所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述比

为7.5。

10.根据权利要求1-2、4-5和7-9中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)由至少150根线组成。

11.根据权利要求10所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)由至少180根线组成。

12.根据权利要求10所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)由至少250根线组成。

13.根据权利要求10所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)由至少300根线组成。

14.根据权利要求1-2、4-5、7-9和11-13中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述线(25)的直径为至少30m且至多180m。

15.根据权利要求14所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述线(25)的直径为至少50m且至多150μm。

16.根据权利要求14所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述线(25)的直径为至少75μm且至多100μm。

17.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13和15-16中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述可自扩张式编织构架(20)的表面覆盖率(SCR)为至少35％。

18.根据权利要求17所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述可自扩张式编织构架(20)的表面覆盖率(SCR)为至少45％。

19.根据权利要求17所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述可自扩张式编织构架(20)的表面覆盖率(SCR)为至少55％。

20.根据权利要求17所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述可自扩张式编织构架(20)的表面覆盖率(SCR)为至少65％且小于90％。

21.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16和18-20中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述多边形开口单元(26)的内切圆(27)的平均直径

为至少50μm且至多200μm。

22.根据权利要求21所述的可植入型腔内假体(1)，其中，在完全扩张状态下，所述多边形开口单元(26)的内切圆(27)的平均直径

为至少100μm且至多150μm。

23.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，当所述可植入型腔内假体(1)在高度/宽度比处于0.5与0.9之间的弯曲管腔中展开时，所述多边形开口单元(26)的内切圆(27)的平均直径

为至少50μm且至多250μm，长度相关的压缩比(LCR)在15％与40％之间，并且所述可自扩张式编织构架(20)的表面覆盖率(SCR)在外曲线侧为大于35％。

24.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述过渡部分(4)具有直径比所述管状主体(3)的直径大的横截面，以便形成球形。

25.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)进一步包括位于所述可自扩张式编织构架的所述近端(6)与所述颈部(5)之间的密封部分(8)，所述密封部分(8)的直径朝向所述可自扩张式编织构架的所述近端(6)增加。

26.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述可自扩张式编织构架(20)进一步包括位于所述可自扩张式编织构架(20)的所述远端(7)与所述管状主体(3)之间的扩大部分(2)，所述扩大部分的直径朝向所述可自扩张式编织构架(20)的所述远端(7)增加。

27.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体，其中，所述生物相容性材料是从由以下各项组成的组中选择的金属基底：钛、镍钛合金、任何类型的不锈钢、或钴铬镍合金。

28.根据权利要求27所述的可植入型腔内假体，其中，所述镍钛合金是镍钛诺。

29.根据权利要求27所述的可植入型腔内假体(1)，其中，所述线的表面被偕二膦酸酯覆盖，这样使得至少一个膦酸酯部分共价地且直接地键合到所述线(25)的外表面上，并且所述偕二膦酸酯作为单层且作为最外层覆盖所述线(25)的外表面的至少50％。

30.根据权利要求29的可植入型腔内假体(1)，其中，所述线的所述表面涂覆有包含烃链的膦酸酯，所述烃链包括作为线性链的3至16个碳原子，所述膦酸酯的磷原子在α位置与所述烃链键合，所述烃链在其终端位置处通过羧基、膦酸基或羟基进一步官能化，所述膦酸酯共价地且直接地键合到所述线(25)的外表面上，并且作为单层且作为最外层覆盖所述线(25)的外表面的至少50％。

31.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20、22和28-30中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，用于通过利用所述可植入型腔内假体(1)覆盖将血液运送到心脏和脑部的冠状动脉和上主动脉分支的孔口，在假体瓣膜植入过程中和之后预防患者栓塞性中风。

32.根据权利要求1-2、4-5、7-9、11-13、15-16、18-20和22中任一项所述的可植入型腔内假体(1)，用于通过利用所述可植入型腔内假体(1)覆盖将血液运送到心脏和脑部的冠状动脉和上主动脉分支的孔口来改善器官灌注。