CN108697517A

CN108697517A - 用于涉及主动脉瓣功能障碍的胸主动脉疾病的可植入假体

Info

Publication number: CN108697517A
Application number: CN201780006711.1A
Authority: CN
Inventors: N·弗里德; E·布隆森·迪特里希
Original assignee: Kay Yates Co Ltd
Current assignee: Kay Yates Co Ltd
Priority date: 2016-01-14
Filing date: 2017-01-12
Publication date: 2018-10-23
Anticipated expiration: 2037-01-12
Also published as: EP3402446B1; TW201726081A; BR112018014262A2; JP2019501729A; KR20180105164A; WO2017121803A1; RU2018127859A; EP3402446A1; AU2017207775A1; CA3011269A1; US20190015228A1; CN108697517B

Abstract

本发明涉及可植入腔内假体和使用此类设备治疗涉及升动脉瘤的瓣膜功能障碍的方法。所述假体被设计成从主动脉瓣环部署到主动脉。所述假体包括自扩展编织框架，所述自扩展编织框架能够从递送配置中的径向压缩状态扩展到径向扩展状态。此框架由编织线材形成，并且具有被配置成朝向心脏延伸的近端和被配置成远离心脏延伸的远端。所述自扩展编织框架沿轴线延伸。所述框架具有横截面为圆形的并且在远端的圆柱形的主管体、直径小于所述自扩展编织框架的直径的颈部、和在所述主管体的近端与所述颈部的远端之间延伸的过渡部分。所述主管体、所述颈部和所述过渡部分形成没有任何不可渗透覆盖层的一体式结构。所述假体还配备有由不可渗透材料制成的径向可折拢瓣膜体，所述瓣膜体放置在所述颈部的内腔中。

Description

用于涉及主动脉瓣功能障碍的胸主动脉疾病的可植入假体

技术领域

本发明涉及可植入腔内假体。更具体地，本发明涉及用于治疗胸主动脉疾病如动脉瘤以及根和/或升主动脉夹层的腔内假体。甚至更具体地，本发明涉及用于治疗涉及心脏瓣膜功能障碍的胸主动脉疾病如主动脉瓣反流或主动脉瓣狭窄的腔内假体。

背景技术

胸动脉瘤和夹层涉及一个或多个主动脉段，如主动脉根、升主动脉、主动脉弓和降主动脉，并且相应地进行分类。60％的胸主动脉瘤涉及主动脉根和/或升主动脉，40％涉及降主动脉，10％涉及主动脉弓，并且10％涉及胸腹主动脉。

图1中所示的升主动脉(即，升主动脉瘤40)的扩张被认为是主动脉瓣反流的常见原因，因为升动脉瘤不仅在直径上增长而且在长度上增长。这种伸长可能导致主动脉瓣46由于主动脉瓣平面向左心室转位(箭头41)和随后的瓣膜脱位而机能不全，从而导致小叶脱垂。

升主动脉瘤40的治疗通常需要开放式手术修复，必须进行心肺转流术(没有“非体外循环(off-the-pump)”选择)，并且通常切除动脉瘤40并用适当大小的假体Dacron管状移植物48替换血管，如图2所示。

当动脉瘤40涉及主动脉根并且与明显的主动脉瓣反流相关时，通常使用一端缝合有假体主动脉瓣的管状移植物48进行复合主动脉修复(Bentall手术)。将瓣膜和移植物直接缝合到主动脉瓣环42上，并且然后将冠状动脉44重新植入Dacron主动脉移植物48中，如图3所示。

血管内修复作为一种用于治疗腹主动脉瘤的相对较新且微创的技术也为人所知。它经由远端容器递送由金属或塑料框架(支架)支撑的不可渗透的管(移植物)。然而，由于它的不可渗透性，此技术不能应用于升动脉瘤修复，其中的动脉瘤涉及重要的分支(例如冠状动脉44和超主动脉分支37)，否则它会因分支阻塞而导致致命的并发症。

Frid等人最近介绍了描述于美国专利号7588597和8192484中的具有多层编织支架(MBS，49)的新型动脉瘤修复系统。所述修复系统包括处于直型配置的裸露的(即没有任何不可渗透覆盖层)自扩展金属支架49。MBS由通过编织多根线材形成的多个互连层(即多层结构)组成。网格由互连层限定，并为MBS提供优化的孔隙率。MBS不是机械地/物理地阻挡来自动脉瘤的血流，而是允许血液通过其多层结构流入动脉瘤囊中，从而将动脉瘤囊中的不希望的破坏性湍流转换成平滑的层流50(图4)，这导致通过形成称为Zhan层的保护性机化血栓51(图5)同时保持分支和侧枝可利用而排除动脉瘤。

然而，传统的直的多层编织支架(MBS)不适合治疗升动脉瘤40，因为没有足够的健康着陆区52供MBS植入用。为了产生保护性机化血栓51，应层压动脉瘤囊中的血流。如果在MBS开始处没有足够的健康着陆区52，则主动脉壁与MBS 49之间可能会出现空隙。这种密封的缺乏允许在动脉瘤囊中形成不希望的湍流53，一种被称为内漏的现象，从而由于由湍流53引起的局部应力而导致动脉瘤扩大，如图6所示。

发明内容

本发明的第一个目的是提供通过血管内方法可植入的用于治疗升主动脉瘤的设备。

本发明的另一个目的是提供通过血管内方法可植入的用于治疗涉及升主动脉瘤的瓣膜功能障碍的设备。

本发明的另一个目的是确保心脏设备近端处的密封，以降低动脉瘤破裂的风险。

本发明的另一个目的是确保冠状动脉的通畅同时治疗升主动脉瘤或心脏瓣膜功能障碍。

本发明的另一个目的是确保对人造心脏瓣膜的牢固支撑。

本发明的仍另一个目的是提供可植入医疗设备和用于通过经由所述设备进行层压来改善器官灌注(如通过冠状动脉对心脏的灌注和通过头臂干对脑的灌注)的方法。

本发明的主题在随附的独立权利要求中进行了限定。优选实施例在从属权利要求中进行了限定。

本发明的主题是适于从主动脉瓣环部署到主动脉的可植入腔内假体。所述假体包括自扩展编织框架，所述自扩展编织框架能够从递送配置中的径向压缩状态扩展到径向扩展状态。所述自扩展编织框架由编织线材形成，所述编织线材具有给定直径并且具有被配置成朝向心脏延伸的近端和被配置成远离心脏延伸的远端。所述自扩展编织框架沿轴线延伸。所述自扩展编织框架包括：在所述自扩展编织框架的远端处的主管体，所述主管体包括具有圆形横截面和恒定直径的圆柱形内腔；在所述自扩展编织框架的近端处的颈部，所述颈部包括具有圆形横截面和小于所述主管体的恒定直径的恒定直径的圆柱形内腔；以及过渡部分，所述过渡部分在所述主管体的近端与所述颈部的远端之间延伸。所述主管体、所述颈部和所述过渡部分由没有任何不可渗透覆盖层且形成具有厚度(T₂₀)的壁的一体式结构组成。所述假体还包括包含不可渗透材料的径向可折拢瓣膜体，所述瓣膜体放置在所述颈部的内腔中。在完全扩展状态下，所述主管体和所述过渡部分的总长度是至少50mm、优选至少100mm、更优选至少150mm、甚至更优选至少200mm。所述自扩展编织框架包括由生物相容性材料制成的线材的多个层，每层形成网，所述网与给定层的多根线材形成网格。当垂直于所述自扩展编织框架的壁观察时，所述网格限定了多边形开口单元。所述生物相容性材料优选地选自下组，所述组由以下组成：钛、例如镍钛诺和镍钛诺--铂的镍-钛合金、任何类型的不锈钢、或例如的钴-铬-镍合金。

根据优选实施例，所述自扩展编织框架的壁的厚度(T₂₀)与线材的直径的比率高于2.0，优选至少3.5、更优选至少5.5、甚至更优选至少6.5、仍甚至更优选至少7.5。

所述自扩展编织框架有利地包括少于150根线材，优选至少90根线材并且至多130根线材。有利地，线材的直径大于180μm，优选至少200μm并且至多220μm。

有利地，所述网互锁，从而与给定层的多根线材形成网格，所述线材被互锁在至少一个相邻层的网中。

在完全扩展状态下，所述自扩展编织框架的表面覆盖比率(SCR)优选为至少25％并且至多50％、优选至少30％并且至多40％、更优选至多35％。

根据优选实施例，所述自扩展编织框架还包括在所述编织框架的近端与所述颈部之间的密封部分，密封部分的直径朝向所述编织框架的近端增加。

根据另一个优选实施例，所述自扩展编织框架还包括在所述自扩展编织框架的远端与所述主管体之间的扩大部分，扩大部分的直径朝向所述自扩展编织框架的远端增加。

本发明的另一个主题涉及上述可植入假体，用于在涉及升主动脉瘤的心脏瓣膜功能障碍如主动脉瓣反流和主动脉瓣狭窄的治疗中使用。

本发明的另一个主题涉及上述可植入假体，用于在通过用所述可植入腔内假体覆盖将血液输送到心脏和脑的冠状动脉和超主动脉分支的孔口来改善器官的灌注中使用。

附图说明

在下文中将参考附图来展现本发明的其他细节和优点，其中：

图1是涉及心脏瓣膜功能障碍的升主动脉瘤的示意图；

图2和图3分别是通过开放式手术修复用人工移植物替换的升主动脉的示意图和透视图；

图4是植入多层编织支架后在动脉瘤中形成的层压血流的示意性纵向剖视图；

图5是植入常规的直型多层编织支架(MBS)后在动脉瘤中形成的机化血栓的示意性纵向剖视图；

图6是涉及心脏瓣膜功能障碍的升主动脉瘤和部署在其中的常规的直型MBS的局部剖视立面图；

图7是根据本发明的放置在心脏的心室以及升主动脉、主动脉弓和降主动脉中的可植入腔内假体的侧视图；

图8a是完全扩展状态下的图7的假体的侧视图；

图8b和8c是分别具有闭合和打开的心脏瓣膜的图8a的设备的底视图；

图9是完全扩展状态下的本发明假体的另一个实施例的侧视图；

图10a和10b是形成瓣膜体的组织的透视图；

图11和12是完全扩展状态下的本发明假体的其他实施例的侧视图；

图13是本发明假体的另一个实施例的细节的剖视图；

图14是放置在心脏的心室和升主动脉中的本发明假体的另一个实施例的剖视图；

图15是扩展状态下的根据本发明的假体的俯视图；

图15a是图15中所示的腔内假体的一部分的示意性放大视图；

图16是部署在弯曲内腔中的管体的侧视图；

图17和18是在弯曲内腔中分别在直型完全扩展状态和部署状态下的本发明设备的透视图；

图19是根据本发明的腔内假体的壁的一部分的示意性放大图。

具体实施方式

如下文所用，术语“可植入的”是指医疗设备定位在身体血管内的位置的能力。可植入医疗设备可以被配置为在医疗干预期间暂时放置在身体血管内(例如，数秒、数分钟、数小时)，或者永久性地保留在身体血管中。

术语“腔内”或“经腔”假体是指适于通过以下手术放置在弯曲或直的身体血管中的设备，在所述手术中假体在身体血管的内腔中行进并且通过所述身体血管的内腔从远端位置行进到身体血管内的目标部位。在血管手术中，通常可以在荧光镜引导下使用导管经导丝“在血管内”引入医疗设备。可以通过血管系统中的常规进入部位引入导管和导丝。

术语“导管”是指插入血管中以进入目标部位的管。在本说明书中，“导管”指定导管本身或具有其附件的导管，所述附件意指针、导丝、导引鞘和本领域技术人员已知的其他常见的合适医疗设备。

术语“内皮化”是指导致内皮细胞向内生长到设备上的细胞过程。

术语“永久性”是指可以放置在血管中并且将保留在血管中持续长时间段(例如数月、数年)以及可能持续患者生命的剩余时间的医疗设备。

腔内假体1被配置成当布置在递送系统内时采取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”)，并且在递送位置(例如体腔)内自发地采取具有径向扩展直径的部署形状(即“处于部署状态”)，如图7和图14所示。如本文所用，术语“扩展形状”或“扩展状态”是指当自弹回物体(例如，编织框架20)被允许在没有任何外压缩力的情况下(即非受限状态)扩展时，由所述自弹回物体的自扩展特性导致的形状或状态，如例如在图8a至8c、图9、图5、图11和图12中所示。除了这些定义之外，术语“标称直径”指定可植入腔内假体当置于目标血管中时的直径。通常，设计为永久放置在体腔内的自扩展设备的标称直径比所述设备在没有外部压缩力的情况下部署时的外径小10％至25％。由于主动脉的直径通常在20mm与40mm之间，因此自扩展编织框架20的主管体3被相应地设计和/或制造为在扩展状态下具有22mm与50mm之间的直径假体直径的变化反过来影响其长度。如图17和图18所示，处于部署状态的本发明的主管体3的长度(L_{3_dep})因此大于其在扩展状态下的长度(L_{3_exp})。主管体3的长度相关压缩比(LCR)可由以下关系定义：

LCR＝(L_{3_dep}–L_{3_exp})/L_{3_exp}

图7表示根据本发明的可植入腔内假体1，其部署在主动脉内，具体是从主动脉瓣环42到降主动脉以及覆盖冠状动脉44和超主动脉分支37的主动脉弓。

根据本发明的可植入腔内假体1包括能够从递送配置中的径向压缩状态扩展到径向扩展状态的自扩展编织框架20以及由不可渗透材料制成的径向可折拢瓣膜体10，如图8a至8c所示。

编织框架20具有近端6和远端7，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。编织框架20包括：在所述编织框架的远端处的主管体3，所述主管体包括具有圆形横截面和恒定直径的圆柱形内腔；在所述编织框架20的远端处的颈部5，所述颈部包括具有圆形横截面和小于所述主管体3的恒定直径的恒定直径的圆柱形内腔；以及过渡部分4，所述过渡部分在主管体3的近端与颈部5的远端之间延伸。所述主管体3、所述颈部5和所述过渡部分4由多层编织物制成的且没有任何不可渗透覆盖层的一体式连续结构组成。径向可折拢瓣膜体10置于颈部5的内腔中。在完全扩展状态下，主管体3和过渡部分4的总长度至少为50mm，以使得编织框架20的壁完全覆盖动脉瘤40，如图14所示。

在完全扩展状态下，主管体3和过渡部分4的总长度优选至少为100mm，以确保用自扩展编织框架20完全覆盖主动脉的动脉瘤部分。总长度更优选为至少150mm，甚至更优选为至少200mm(仍处于如图8所示的完全扩展状态)，使得编织框架可具有至少20mm的健康着陆区以避免内漏，内漏是植入后复发性动脉瘤的主要原因。

作为优选实施例，自扩展编织框架20还包括在编织框架20的远端7与主管体3之间的扩大部分2，如图9所示。扩大部分2的直径朝向编织框架20的远端7增加。扩大部分2还降低了植入后设备迁移和内漏的风险。

图10a和图10b以更详细的方式示出了本发明的径向可折拢瓣膜体10。此瓣膜体包括裙部12和小叶11，它们由不可渗透材料制成。所述裙部12和小叶11优选地是从动物心包组织(例如猪心包组织)片切割，或者从另一种合适的合成或聚合材料切割。可以根据组织处理技术处理心包组织，所述组织处理技术本身是在形成和处理组织瓣膜材料领域中已知的。小叶11具有自由边缘13和小叶体14。自由边缘13形成成品瓣膜体10的接合边缘13。小叶体14连接到裙部12。裙部12优选地由与小叶11相同的材料构成，并且包括凹入部分15、加强区域17和近端部分18。每个凹入部分15通过缝合或胶合连接到相应小叶11的小叶体14。瓣膜体10是截头圆锥形状，其轴线平行于编织框架20的轴线，并且优选地包括加强器件，例如重叠的瓣膜体材料、金属线和塑料条，这些加强器件例如在凹入部分15之间沿轴线附着到裙部12的壁上。这可防止瓣膜体10在心动周期期间外翻和/或防止放置在编织框架中的瓣膜体迁移。裙部12的近端部分18优选地通过例如缝合和胶合的附接器件附着到编织框架20的近端6的内壁。

根据另一个实施例，如图11和图12所示，自扩展编织框架20还包括在编织框架20的近端6与颈部5之间的密封部分8。密封部分8的直径朝向编织框架的近端6增加。密封部分8还降低了植入后设备迁移离开瓣膜部位的风险。

为了确保动脉瘤40的密封并防止血流反流，可以使用不可渗透性生物相容性套管9将裙部12和编织框架20二者的近端18和6夹在一起，并通过例如缝合和胶合的附接器件附着，如图7所示。当将所述套管部署在体内时，这还降低了近端6的有线边缘损伤主动脉瓣环42的组织的风险。优选地，不可渗透性生物相容性片材9是有弹性的，以适应编织框架在其递送和部署状态之间长度和直径的变化。

当管体2如图16所示在弯曲的内腔30中部署时，对其沿曲线的中点31测量长度(L_{3_dep})，如图18所示。

如图19所绘，编织框架20包括由生物相容性材料制成的线材25的多个层22、23、24。线材优选具有大于180μm，优选至少200μm且至多220μm的直径编织框架20的每层形成网。当相对于壁垂直观察时，编织框架20的网与多层面线材25形成网格。优选地，网彼此互锁以形成互锁的多层结构。术语“互锁多层”是指包括多个层22、23、24的框架，在编织时其层片不分明，例如第一层22的层片22a的给定数量的线材与第二层23的层片23a和/或其他层24互锁。例如，所述互锁多层可以通过使用EP 1248372中描述的编织机形成。腔内假体1的编织框架20由少于150根线材25，优选至少90根线材至多130根线材制成。

编织框架20的表面覆盖比率(SCR)由以下关系定义：

SCR＝S_w/S_t

其中：“S_w”是由构成编织框架20的线25覆盖的实际表面，而“S_t”是编织框架20的壁的总表面积。在完全扩展状态下，编织框架20的SCR优选为至少25％且至多50％，优选至少30％且至多40％，更优选至多35％。

主动脉弓39的曲线通常通过测量曲线的宽度(W₃₉)和高度(H₃₉)来定义，如Ou等人在J.Thrac.Cardiovasc.Surg.[胸腔与心血管外科学杂志]2006；132:1105-1111中所述。宽度(W₃₉)被测量为升主动脉和降主动脉39的中点31之间的最大水平距离，靠近穿过右肺动脉(RPA)的轴向平面；并且主动脉弓的高度(H₃₉)被测量为在(W₃₉)与主动脉弓39的最高中点31之间的最大竖直距离，如图16所绘。比率H₃₉/W₃₉通常在0.5至0.9的范围内。例如，当所述值为0.9(最差情况)时，主动脉弓极其尖锐，如图16所绘。这可能导致先前描述的具有差环向力的“常规”支架扭结。此外，应注意，与以具有约0.6的H/W比率的曲线部署的情况(通常在健康的主动脉中观察到)相比，网开口在其直型形式之间的差异更大。作为本发明的优点之一，即使腔内假体1部署在C形弯曲内腔30中，其中H₃₀/W₃₀比率在0.5与0.9之间，比率为至少3.5(优选5.5，更优选至少6.5，甚至更优选至少7.5)的编织框架20可以沿其外曲线29提供在所需范围内的表面覆盖比率(SCR)，即至少35％，从而保持在超主动脉分支37的入口处的所需效应(即，层流效应，灌注的改善)。

作为本发明的另一个优点，与具有较低比率的编织骨架相比，具有较高比值的编织骨架20可以在动脉瘤囊中有效地形成血栓。编织框架20的壁厚(T₂₀)与线材直径的比率大于2.0，表征编织框架具有多于一层网。比率越大，编织框架20将包括越多的层。形成多层的每根线材在壁中基本上平行排列，如图15所示，发挥作用使得血流经层压而通过腔内假体1的壁。

此外，比率高于3.5的互锁多层配置带来了重要的技术特性：当它部署在H/W比在0.5与0.9之间的弯曲内腔中时，SCR可以保持其理想值即至少25％且至多50％，甚至在曲线29的外侧时亦如此，如在图11和图14中所定义。由于超主动脉分支的口部位于主动脉弓的外侧，因此当在主动脉弓几何形状中部署时，最重要的是在外侧设定最佳开口尺寸以保持由假体提供的所需效果。本发明的互锁多层配置的线材移动以保持相邻平行之间的规则距离，导致可以在弯曲状态或直型配置中SCR保持几乎相同。相反，当具有小于2.0的的常规单层网状管在弯曲内腔中部署时，曲线外侧的SCR远低于直型配置的SCR。因此，本发明的编织框架20的比率应大于2.0，优选至少3.5，更优选至少5.5，甚至更优选至少6.5，还甚至更优选7.5。

由本发明人进行的研究和实验产生了令人惊讶和意想不到的结论。根据比率的增加，分支中的灌注得到改善。“灌注”在生理学上是身体将血液递送到其生物组织中的毛细血管床的过程。术语“低灌注”和“过度灌注”测量相对于当前组织的用以满足其代谢需要的需要而言的灌注水平。由于本发明的可植入医疗设备增加了它所覆盖的超主动脉分支中的灌注，超主动脉分支输送血液到达的器官的功能得以改善。因此，本发明的编织框架20的比率应大于2.0，优选至少3.5，更优选至少5.5，甚至更优选至少6.5，还甚至更优选7.5。

作为另一个令人惊讶的效果，针对动脉瘤壁与腔内假体之间的空间会被血栓阻塞的预期，包括冠状动脉在内的动脉瘤直接收缩而不是在动脉瘤囊中形成血栓，同时仍保持到动脉中的血流。本发明人假定通过用其瓣膜部分密封主动脉的开始处，消除了不期望的湍流53并且在所述体积中产生期望的平滑流动。它使进入分支的非湍流血流加速，同时降低文丘里效应下的压力，导致动脉瘤囊收缩。

本发明中使用的生物相容性材料优选是选自下组的金属基材，所述组由以下组成：不锈钢(例如316、316L或304)；镍钛合金，其包括形状记忆或超弹性类型(例如，镍钛诺，镍钛诺--铂)；钴-铬合金(例如，elgiloy)；钴-铬-镍合金(例如，phynox)；钴、镍、铬和钼合金(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；。所述金属基材优选地选自下组，所述组由以下组成：钛、例如镍钛诺和镍钛诺--铂的镍-钛合金、任何类型的不锈钢、或例如的钴-铬-镍合金。

部署方法

根据一种优选方法，本发明的腔内假体1通过使用腔内假体递送装置而部署。此装置被设计为由操作员从近端部位通过血管系统驱动，使得装置的远端可以靠近植入部位，其中假体1可以从装置的远端卸载。递送装置包括假体1本身、其中已经引入假体的假体接收区域、中心内轴和缩回式护套。优选地，装置还包括压缩于护套内的自扩展保持器件，所述自扩展保持器件的远端部分环绕假体的近端部分，并且其近端通过连接件永久地连接到内轴，从而为所述装置提供将部分无护套的假体重新装回到缩回式护套中的功能。为了将假体1部署在主动脉中的期望位置处，将缩回式护套的远端带到主动脉瓣环，并且将缩回式护套朝向递送装置的近端逐渐地从假体1上方撤回。一旦护套邻近保持器件的近端，则假体1被部分地允许自扩展成部署的形状。通过向近侧连续地缩回护套，保持器件从护套释放并在生物体温度的作用下和/或由于其固有的弹性而部署开来。为了防止植入后假体迁移，通常选择尺寸过大的假体1，其在“标称”扩展状态下的直径比植入部位处的体腔直径大10％-40％。这种假体1在体腔的内壁上施加足够的径向力，并因此在植入时被牢固地固定。由于在部署时，由假体1的部署部分提供到主动脉壁上的径向力变得大于部署的保持器件在其部署状态下的抓握力，当与护套一起向近侧缩回内轴时保持器件可以在部署位置处释放假体而没有不希望的纵向移位。

Claims

1.一种适于从主动脉瓣环部署到主动脉的可植入腔内假体，所述可植入腔内假体包括：

1)沿轴线延伸的自扩展编织框架(20)，其能够从递送配置中的径向压缩状态扩展到径向扩展状态，所述自扩展编织框架(20)由具有给定直径的编织线材形成并且具有被配置成朝向心脏延伸的近端(6)和被配置成远离心脏延伸的远端(7)，此自扩展编织框架(20)包括：

a)朝向所述远端(7)的主管体(3)，所述主管体包括具有圆形横截面和恒定直径的圆柱形内腔；

b)朝向所述近端(6)的颈部(5)，所述颈部包括具有圆形横截面和小于所述主管体(3)的恒定直径的恒定直径的圆柱形内腔；以及

c)过渡部分(4)，所述过渡部分在所述主管体(3)的近端(6)与所述颈部(5)的远端之间延伸，

所述主管体(3)、所述颈部(5)和所述过渡部分(4)由没有任何不可渗透覆盖层且形成具有平均厚度(T₂₀)的壁的一体式结构组成，

2)径向可折拢瓣膜体(10)，其包括置于所述颈部(5)的内腔中的不可渗透材料，

其特征在于，在径向扩展状态下，所述主管体(3)和所述过渡部分(4)的总长度是至少50mm，所述自扩展编织框架(20)包括多根由生物相容性材料制成的并且当垂直于所述自扩展编织框架(20)的壁观察时形成网格的线材(25)，所述网格限定了多边形开口单元(26)，所述自扩展编织框架(20)的壁的平均厚度(T₂₀)与线材(25)的直径的比率大于2.0，所述自扩展编织框架(20)包括少于150根线材，优选至少90根线材并且至多130根线材。

2.根据权利要求1所述的可植入腔内假体，其中所述编织框架包括所述线材的多个层(22、23、24)，每层形成网，所述网互锁，所述线材在至少一个相邻层的网中被整合。

3.根据权利要求1或2中任一项所述的可植入腔内假体，其中，在径向扩展状态下，所述主管体(3)和所述过渡部分(4)的总长度是至少150mm、优选200mm。

4.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中所述比率是至少3.5、更优选至少5.5、甚至更优选至少6.5、仍甚至更优选至少7.5。

5.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中所述线材(25)的直径大于180μm，优选至少200μm并且至多220μm。

6.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中，在完全扩展状态下，所述自扩展编织框架(20)的表面覆盖比率(SCR)是至少25％并且至多50％、优选至少30％并且至多40％、更优选至多35％。

7.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中所述自扩展编织框架(20)还包括在所述编织框架的所述近端(6)与所述颈部(5)之间的密封部分(8)，所述密封部分(8)的直径朝向所述编织框架的所述近端(6)增加。

8.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中所述自扩展编织框架(20)还包括在所述自扩展编织框架(20)的所述远端(7)与所述主管体(3)之间的扩大部分(2)，所述扩大部分的直径朝向所述自扩展编织框架(20)的所述远端(7)增加。

9.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其中所述生物相容性材料是选自下组的金属基材，所述组由以下组成：钛、例如镍钛诺和镍钛诺--铂的镍-钛合金、任何类型的不锈钢、或例如的钴-铬-镍合金。

10.根据前述权利要求中任一项所述的可植入腔内假体，其用于在涉及升主动脉瘤的心脏瓣膜功能障碍的治疗中使用。

11.根据权利要求10使用的可植入腔内假体，其中所述心脏瓣膜功能障碍是主动脉瓣反流或主动脉瓣狭窄。

12.根据权利要求1至9中任一项所述的可植入腔内假体，其用于在通过用所述可植入腔内假体覆盖将血液输送到心脏和脑的冠状动脉和超主动脉分支的孔口来改善器官的灌注中使用。