CN110381850B - 用于促进lv功能的心肌植入物负荷分担装置和方法 - Google Patents

Abstract

本文描述的装置和方法可用于恢复左心室功能，以处理二尖瓣反流。植入物的一个变型包括：多个系绳锚固件；多个力分布构件，被可滑动地设置在系绳上在锚固件之间。一个或更多个力分布构件可包括生物可吸收材料。方法包括：使植入物就位到心脏组织，使植入物束紧到其完全停止（例如，其中，进一步束紧不导致进一步的组织收紧），在植入物已被束紧到其完全停止配置之后为植入物提供预选择量的松弛，以及使锁定构件紧固在系绳上。本文还公开了锁定构件就位导管，所述锁定构件就位导管随着其使锁定构件紧固在系绳上而提供预选择量的系绳松弛。

Description

用于促进LV功能的心肌植入物负荷分担装置和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求对于2016年11月18日提交的美国临时专利申请62/424,120号的优先权，所述临时专利申请以其全文通过引用并入本文。

背景技术

对于功能性二尖瓣反流（FMR），已开发了治疗二尖瓣（MV）环的许多手术治疗。示例包括Carpentier瓣膜环成形术和Kay瓣膜成形术（其实现瓣环减小）以及Alfieri缝合（其使用缝线接合MV瓣尖）。还开发了经皮过程，使这些手术过程适应于基于导管的手术。这些治疗中的每个仅治疗潜在心肌病（例如，二尖瓣反流）的症状，而不治疗原因（例如，左心室重塑）。

已认识到的是，减小扩张的左心室（LV）壁通过减少LV上的前负荷以及后负荷-壁应力-的影响而直接处理恶化FMR和心力衰竭（HF）症状的潜在原因。

被设计用于束紧LV游离壁的植入物也可用于处理FMR。示例包括美国专利7,758,637号和7,588,582号中描述的系绳锚固件植入物。在获得到LV中的瓣下空间的经皮通道之后，使用穿透心肌并且可滑动地联接到系绳的锚固件而使植入物抵靠心内膜放置。束紧植入物可减少LV尺寸和体积，改善MR状态和LV功能。在LV中对于经皮束紧方法的主要限制是患病心肌本身，所述患病心肌通常包括小梁化（非致密）心肌、MI后瘢痕组织和衰弱脆弱的心肌。此类组织不是很适合于承受由束紧植入物在组织-锚固件交界处引起的负荷。

因此，仍存在有提供装置和方法的需要，以将植入物充分地放置并且束紧到人类的心肌中，而不超过患病组织的强度。

发明内容

本文公开了装置和方法，用于使包括多个系绳锚固件和力分布构件（FDM）的植入物就位到心脏组织，以减小心脏腔室的体积和/或心脏瓣膜的周长。在一些变型中，植入物FDM中的一个或更多个可为完全或部分生物可吸收或生物可降解的。一些方法可包括：使植入物就位到跳动心脏的心脏组织，张拉系绳，使得植入物被束紧到“完全停止”（即，其中，进一步张拉不进一步束紧植入物），使锁定构件紧固在系绳上，所述系绳在锁定构件和植入物近侧端部之间具有预选择系绳长度，以及释放锁定构件，以使预选择量的松弛提供到植入物中。可选地或附加地，方法可包括：在植入物完全停止时从峰值系绳张力释放预选择量的张力（即，到系绳张力的中间水平），以及使锁定构件紧固在系绳上，以维持系绳张力的中间水平。通过将预选择系绳长度释放而为在其完全停止配置中的植入物提供预选择量的松弛，可为心脏组织提供用于运动的余量。当植入物被束紧到其完全停止配置时，锚固件和FDM可与彼此接触和/或并列于彼此。虽然这可经由FDM使负荷力横跨多个锚固件分布，但是这也可限制心壁的收缩和/或扩张。当预选择量的松弛被提供到植入物（例如，在植入物已被束紧到其完全停止配置之后，通过将预选择系绳长度引入到植入物）时，锚固件和FDM之间可存在有间隙或间隔。这些间隙可为运动提供余量，其中，随着心脏壁收缩和扩张，锚固件和FDM可移动成接触彼此以及从彼此远离。在一些变型中，在植入物的中央部分中在FDM的子组之间约1.5mm至约2.5mm的间隙可为运动提供足够的余量，同时仍提供心脏瓣膜或腔室的尺寸中的减小。束紧植入物以减小心室的尺寸、提供预选择量的松弛以允许心壁运动的受控范围以及经由FDM横跨多个锚固件分布负荷力的组合可帮助处理患病心肌和/或FMR。方法的一个变型可包括：将植入物束紧到其完全停止配置，提供从约5mm至约15mm（例如，对于具有14个系绳锚固件以及在锚固件之间11个FDM的植入物，约9.5mm）的预选择系绳长度，以及锁定在对应于此预选择系绳长度的松弛中。

本文还公开了锁定件就位导管，所述锁定件就位导管被配置成在从锁定件就位导管的锁定件出口开口和/或植入物的最近侧锚固件的预选择距离处或偏移处使锁定构件紧固在系绳上，以便为所述装置提供预选择量的松弛。

用于张拉和锁定系绳的方法的一个变型可包括：张拉植入物的系绳，以使植入物束紧到其完全停止配置，其中，进一步张拉系绳不进一步束紧植入物，使锁定构件紧固在系绳上，所述系绳在锁定构件和植入物的近侧端部之间具有预选择系绳长度，以及释放锁定构件，以使预选择量的松弛提供到植入物中。预选择系绳长度可对应于预选择量的松弛。所述方法还可包括：在张拉系绳之前，使系绳装载在锁定件就位导管中。锁定件就位导管可包括：长形主体，具有通过其中的在最远侧开口处终止的纵向腔；锁定构件对接部段，位于腔内，使锁定构件保持在从最远侧开口的预选择距离处；以及推动构件，被可滑动地设置在纵向腔内。预选择距离可对应于在植入物已被束紧到其完全停止配置之后施加到植入物的预选择量的松弛。在一些变型中，预选择距离可为从约5mm至约15mm，例如，约9.5mm。锁定构件可包括：管，具有纵向腔和侧开口；以及塞子，被可滑动地设置在管的腔中，并且使系绳装载在锁定件就位导管中可包括：将系绳装载通过管的侧开口。紧固锁定构件可包括：使推动构件向远侧滑动，以迫使塞子到管中，以使锁定构件紧固在锁定构件对接部段处。所述方法还可包括：从锁定件就位导管释放锁定构件。

在一些变型中，植入物可包括多个系绳锚固件和以交替式样位于锚固件之间的力分布构件。当植入物在完全停止配置中时，系绳锚固件和力分布构件可接触彼此。紧固锁定构件可包括在从植入物的最近侧锚固件的预选择长度处使锁定构件接合在系绳上。预选择长度可为从约5mm至约15mm，例如，约9.5mm。预选择量的松弛可在多个力分布构件中的至少两个之间提供从约2mm至约3.5mm的间隙，例如，约2.5mm的间隙。

用于张拉和锁定系绳的方法的另一变型可包括：张拉植入物的系绳，以使植入物束紧到其完全停止配置，其中，进一步张拉系绳不进一步束紧植入物，释放预选择量的系绳张力到降低的张力水平，以及使锁定构件紧固在系绳上，以保持束紧植入物中的降低的张力水平。

本文描述的任何方法还可包括：使包括多个系绳锚固件和力分布构件的植入物就位到心脏的瓣膜下区域中的心室壁组织。

本文还描述了锁定件就位导管。锁定件就位导管的一个变型可包括：长形主体，具有通过其中的在最远侧开口处终止的纵向腔；锁定构件，被配置成紧固在系绳上；锁定构件对接部段，位于腔内，保持锁定构件；以及推动构件，被可滑动地设置在纵向腔内。锁定构件对接部段可位于从最远侧开口的预选择距离处，使得锁定构件紧固系绳，所述系绳具有对应于预选择距离的预选择量的松弛。锁定件就位导管还可包括位于纵向腔内的管状止挡构件。预选择距离可为从约5mm至约15mm，例如，约9.5mm。锁定构件可包括：管，具有腔；以及塞子，被配置成配合在腔内，使得系绳被紧固在塞子和管的壁之间。锁定件就位导管还可包括长形主体的侧壁中的第一开口和锁定构件管的侧壁中的第二开口。第一和第二开口可被配置成使系绳穿过其中。在一些变型中，锁定构件对接部段可通过卡扣配合保持锁定构件。

本文还描述了可用于收紧心脏组织的植入物。植入物的一个变型可包括：系绳；多个组织锚固件，可滑动地联接到系绳；以及多个力分布构件，联接到系绳，并且每个力分布构件被设置在一对组织锚固件之间，其中，力分布构件中的至少一个包括由生物可吸收材料制成的部分。至少一个力分布构件可完全由生物可吸收材料组成。可选地，至少一个力分布构件可包括：中央部分，包括非生物可吸收材料；以及两个端部部分，包括生物可吸收材料。中央部分可包括例如镍-钛合金，并且两个端部部分可包括例如PLGA（例如，75:25PLGA）。在一些变型中，生物可吸收材料可在90天或更长时间中完全溶解。可选地或附加地，力分布构件的由生物可吸收材料制成的部分可在30天或更长时间中（例如，90天或更长时间）变成结构性无定形的。在一些变型中，多个组织锚固件可包括：最远侧末端锚固件，固定地联接到系绳；多个中间锚固件以及最近侧末端锚固件，可滑动地联接到系绳。多个力分布构件可位于多个中间锚固件之间。力分布构件可为管状的。可选地，任何力分布构件可包括生物可吸收材料，所述生物可吸收材料可包括药物洗脱材料。在一些变型中，位于最远侧末端锚固件和最远侧末端锚固件旁边的锚固件之间的力分布构件可由非生物可吸收材料制成，位于最近侧末端锚固件和最近侧末端锚固件旁边的锚固件之间的力分布构件可由非生物可吸收材料制成，并且位于两个中间锚固件之间的力分布构件可包括生物可吸收材料。

附图说明

图1A是来自左心室的二尖瓣的示意图。图1B是来自图1A的二尖瓣的示意图，其具有植入物。

图1C和图1D分别描绘了在未束紧和束紧条件下被放置在LV的心肌中的可滑动联接的植入物。

图1E示出了防止LV扩张的可束紧植入物。图1F示出的是，可束紧植入物不限制心脏收缩期间的收缩。

图2A描绘了植入物的端部锚固件，其在张力下附接到系绳。图2B描绘了植入物的中间锚固件，其在张力下可滑动地联接到系绳。

图3A是植入物的一个变型的示意描绘。

图3B是图3A的植入物的一部分的侧剖视图。图3C是图3B的植入物在被施加张力的情况下的侧剖视图。

图4A-4H描绘了组织锚固件的变型。

图5A是FDM的一个变型的侧剖视图。图5B是图5A的FDM的端部视图。图5C是FDM的一个变型的侧剖视图。图5D是图5C的FDM的端部视图。图5E是FDM的一个变型的侧剖视图。图5F是图5E的FDM的端部视图。图5G和5H是FDM的附加变型的透视图。

图6A是植入物的一个变型的示意描绘。图6B是植入物的一个变型的示意描绘。图6C是植入物的一个变型的示意描绘。图6D是植入物的另一变型的示意描绘。

图7A和7B分别是在未束紧和束紧条件下具有FDM的植入物的一个变型的示意描绘。

图8A和8B分别是在未束紧和束紧条件下具有FDM的植入物的一个变型的示意描绘。

图9是LV游离壁从心脏舒张到心脏收缩的运动的示意图。

图10是具有包括FDM锚固件块的植入物的LV游离壁的示意图。

图11是具有改善的LV功能的LV游离壁的示意图。

图12是束紧的LV游离壁在心脏收缩末期之后的示意图。

图13是束紧的LV游离壁在心脏收缩末期之后的示意图，显示了改善的LV功能。

图14是LV游离壁的示意图，其具有被束紧到完全停止的植入物。

图15是在存在有被束紧到完全停止的植入物的情况下LV游离壁的运动的示意图。

图16A描绘了具有可滑动联接的锚固件和FDM的束紧植入物，其中，保留有间隙。图16B呈现了具有间隙的束紧植入物的详细视图，描绘了间隙位置。

图17A和17B描绘了在中间位置处具有生物可吸收的FDM的束紧植入物，分别显示为在急剧状态和随后状态。

图18A和18B描绘了在中间位置处具有部分生物可吸收的FDM的束紧植入物，分别显示为在急剧状态和随后状态。

图19A描绘了可束紧植入物，所述可束紧植入物包括带刺缝线作为系绳，其被放置在柔性聚合物挤出物内。

图19B描绘了在已移除柔性聚合物之后固定到带刺缝线的植入锚固件的详细视图。

图19C描绘了具有平行固定端部锚固件的植入物，以分布系绳中由于张力（T）的负荷。

图19D-19F描绘了植入物的一个变型，其在系绳上具有增加的张力水平。

图20A描绘了锁定件就位导管的远侧端部的一个变型，显示了锁定件、推动管以及导管远侧顶端和锁定件远侧顶端之间的偏移距离（dx）。图20B描绘了具有偏移距离（dx）的锁定件就位导管的一个变型的透视图的侧视图。图20C描绘了具有偏移距离（dx）的锁定件就位导管的另一变型的透视图的侧视图，所述偏移距离（dx）小于图20B中描绘的变型的偏移距离。

图21是流程图，其描绘了用于束紧植入物并且使预选择量的松弛锁定在植入物系绳上的方法的一个变型。

图22A-22D是用于束紧植入物并且使预选择量的松弛锁定在植入物系绳上的方法的照片图像。

具体实施方式

本文公开了改善的植入物，所述植入物能够被束紧，以减小LV壁尺寸，同时还适应患病人类心肌中的固有弱点。在一个变型中，植入物可包括：系绳；多个锚固件，可滑动地联接到系绳；以及一个或更多个生物可吸收的力分布构件（FDM）或管状链接，在两个或更多个锚固件之间可滑动地联接到系绳。FDM可全部或部分是生物可吸收或生物可降解的。FDM全部或部分的吸收或降解速率可对应于与植入物由心脏组织（例如，血管组织）并入和/或覆盖的速率。例如，FDM可包括一种或更多种生物可吸收或生物可降解材料，所述材料在约90天内吸收或降解，这可与对于植入物并入到周围心脏组织中的时间量大约相同。例如，FDM可包括PLGA，并且可选择乳酸与乙醇酸的比率，以获得所期望的降解速率（例如，包括75:25PLGA的FDM可在约90天内生物降解或生物吸收）。

本文还公开了方法，用于：递送植入物，张拉系绳，以使植入物束紧到完全停止或峰值张力水平（例如，其中，进一步张拉系绳不进一步束紧植入物，和/或其中，基本上所有锚固件和相邻的FDM与彼此接触和/或插入心脏组织），以及使锁定构件接合在系绳上，使得为植入物提供预选择量的松弛。在植入物已被束紧到其完全停止配置之后，通过释放预选择系绳长度，可提供预选择量的松弛。例如，预选择的长系绳度可在最近侧端部锚固件处被引入到植入物，并且随着心脏继续跳动，由系绳附加长度提供的松弛可迁移到中间锚固件和FDM（例如，在植入物的中央部分中）。在中间FDM之间引入间隙或间隔可在植入物的中央部分中允许增加的运动范围或运动余量，但仍限制瓣膜或腔室的尺寸。预选择量的松弛可允许心壁扩张和收缩，而不进一步损害周围组织。在一些变型中，在植入物已被束紧到其完全停止配置之后，所引入的预选择系绳长度可为从约5mm至约15mm，例如，约9.5mm，约10mm。中间FDM之间的间隙或间隔可为从约1.5mm至约3.5mm，例如，约2.5mm。例如，利用从植入物完全停止配置约9.5mm的系绳长度，锁定植入物（其包括14个系绳锚固件和位于锚固件之间的11个FDM）可提供促进所期望的心脏重塑的松弛水平。一些方法可包括使用锁定导管，所述锁定导管包括从导管的最远侧端部偏移的锁定构件对接部段，其中，偏移长度（例如，导管的对接部段和最远侧端部之间的距离）对应于所期望的预选择量的松弛。例如，锁定构件对接部段可从导管的最远侧端部从约5mm至约15mm，例如，约5mm、约5.5mm、约7mm、约9mm、约9.5mm、约10mm等。通过使锁定构件紧固在系绳上（所述系绳在锁定构件和植入物的近侧端部之间具有对应于所期望的松弛水平的预选择系绳长度），这有助于促进使一致量的松弛引入到植入物。

图1A中提供了来自左心室（例如，来自心室角度或短轴线视图）的二尖瓣的代表性示意图。二尖瓣具有瓣前叶AL和瓣后叶PL，所述瓣后叶PL具有三个扇叶（scallop）P1-P3（例如，外侧扇叶、中间扇叶和内侧扇叶）。瓣前叶和瓣后叶在后内侧和前外侧连合C处汇合。图1B中示意性地描绘了植入物的一个示例，所述植入物包括多个系绳锚固件，所述系绳锚固件可就位在二尖瓣下方到心室壁组织（例如，瓣下空间内的组织）。植入物（100）可包括联接到系绳（106）的多个锚固件，其中，最远侧末端或端部锚固件（102）固定地联接到系绳（例如，最远侧锚固件），并且中间锚固件（104）和最近侧末端或端部锚固件（103）可滑动地联接到系绳。植入物可就位于并且附接到环绕二尖瓣的心室壁组织。束紧植入物（100）可有助于减小LV的体积，并且抵消扩张LV的影响。图1C-1F描绘了在二尖瓣的瓣下空间中就位并且附接到心室壁组织（108）的植入物（100）。图1C描绘了在未张拉状态下附接到LV游离壁的植入物（100），所述LV游离壁位于瓣环平面和乳头肌尖部之间。在一些变型中，植入物可就位于并且附接到心室组织，并且可围绕二尖瓣环，或可围绕瓣环的一部分或瓣环的弧延伸。如图1D中显示的，张拉系绳（106）可束紧植入物（100），使锚固件被拉动得更靠近在一起，以导致LV尺寸和体积中的减小。这可有助于改善MR等级和LV功能状态。一旦已从系绳移除松弛，并且所述装置被锁定在此张拉状态下，则LV不可扩张超过植入物在心脏舒张期间所允许的尺寸（图1E）。即，植入物抵抗心室壁的扩张。然而，在心脏收缩期间，LV可继续收缩至收缩末期（图1F）。换句话说，植入物（100）是不可扩张的，但是是柔性和可收缩的。

LV中此先前开发的植入物和束紧方法的一个限制是患病心肌本身，所述患病心肌通常包括小梁（非致密）心肌、MI后瘢痕组织和衰弱脆弱的心肌。此类组织不是很适合于承受由束紧植入物在组织-锚固件交界处引起的负荷。在植入物的两个端部处尤其如此，与植入物的中间点（其中，负荷可径向定向，并且大小更小）相比，在所述端部中的负荷大小可更大，并且方向是切向的。图2A描绘了心肌组织MT的剖视图，其中，系绳锚固件植入装置的端部锚固件（202）附接或植入到心内膜组织ET和MT中。端部锚固件（202）可固定地附接到系绳（206），所述系绳（206）可受到指向近侧的力，所述力使系绳（206）处于张力T下。张力T的整体大小可在平行于心内膜表面的方向上作用在锚固件-组织交界处。图1B描绘了具有中间锚固件（204）的相同组织，所述中间锚固件（204）在张力T下可滑动地联接到系绳（206）。在锚固件-组织交界处作用的净力可在方向上是径向的，具有的大小为2T（sin α）。对于更小值的角度α（即，锚固件之间的距离被适当地限制），此作用力可被减小。

本文描述的装置可帮助减少或限制作用在锚固件-组织交界处的力。图3A描绘了植入物（300）的一个变型，所述植入物（300）包括：系绳（306）；多个组织锚固件（304），可滑动地联接到系绳；一个或更多个FDM或管状锚固件链接（308），可滑动地联接到系绳，并且位于组织锚固件中的每个之间。在植入物已被束紧到一定量之后（例如，通过施加被施加到系绳的一定量的张力），FDM可将锚固件联接在一起。可实现的植入物束紧（以及因此组织收紧）量可取决于未束紧植入物中的锚固件之间的距离和FDM的长度。图3B是图3A的植入物的一部分的侧剖视图，在张力被施加（T=0lbf）到系绳施加之前，所述植入物就位并且附接到组织。图3C是图3B的植入物的侧剖视图，其中，张力被施加（T=~0.5lbf）到系绳。锚固件A1-A3之间的FDM防止锚固件被拉动得过于靠近于彼此（即，其不可被拉动得比FDM的长度更靠近，而不损伤组织）。最远侧末端或端部锚固件（302）（例如，被植入到组织中的第一锚固件）可固定地附接到系绳（306）。虽然在一些变型中，最近侧末端或端部锚固件（303）（例如，被植入到组织中的植入物的最后一个锚固件）可滑动地可联接到系绳（306），但是在其它变型中，最近侧端部锚固件可固定地附接到系绳（例如，通过打结、压接、粘合和类似）。FDM（308）可为部分或完全生物可吸收或生物可降解的。在植入物（308）就位并且锚固件插入到所期望的心脏组织（例如，在瓣膜区域或子瓣环区域处或附近的心室壁组织，在二尖瓣子瓣环区域处或附近的左心室壁组织）中之后，张力可被施加到系绳（306），在最近侧端部锚固件（303）处作用，以束紧植入物，并且减小心室的体积和/或瓣膜的周长。张力可被施加到系绳，以便使植入物束紧到完全停止，其中，组织锚固件和FDM并列于彼此，在一些变型中，当植入物被束紧成完全停止配置时，系绳锚固件的植入深度中的差异可减少。例如，当植入物被已束紧到其完全停止配置时，已被以更大深度植入到组织中的锚固件可被迫使到组织的表面。在植入物已被束紧到其完全停止配置之后，并且预选择量的松弛（或张力中的从此张力峰值水平的降低）可被提供并且锁定到植入物上。在植入物已被束紧到其完全停止配置之后，通过使预选择系绳长度引入到植入物，可提供预选择松弛水平或从张力峰值水平的张力降低。提供预选择松弛水平可允许心脏组织随着心脏跳动而收缩和扩张，而不伤害或进一步损伤心脏组织。FDM沿着植入物的长度可根据所期望的力分布和/或是否可期望附加组织束紧的局部化区域而变化。例如，对于其中可期望附加束紧的心脏区域，被递送到那些区域的植入物的FDM的长度可比被递送到指示更少束紧的其它区域的植入物的FDM的长度更短。在一些变型中，末端锚固件和末端锚固件旁边的锚固件之间的FDM可比中间锚固件之间的FDM具有更短的长度。

FDM可由一种或更多种生物可降解或生物可吸收材料制成。在一些变型中，一个或更多个FDM可全部由生物可降解或生物可吸收材料制成。可选地或附加地，一个或更多个FDM可为生物可吸收结构和非生物可吸收结构的复合物。例如，FDM的中央部分可由非生物可吸收材料制成，而FDM的端部部分可由生物可吸收材料制成，使得随着时间的推移，随着端部生物降解，FDM的总长度缩短。在一些变型中，FDM的外部分或外层可由生物可吸收材料制成，而FDM的内部分可由非生物可吸收材料制成。生物可吸收部分的吸收速率可被选择，以与植入物并入到心脏组织中的速率一致。

虽然下面描述的装置和方法是在处理LV重塑和/或MV反流的背景下，但是应理解的是，这些装置和方法也可用于缓解心脏区域（诸如，右心室）中的心力衰竭和/或三尖瓣反流的影响。

系统。

锚固件。

根据需要，植入物可包括任何数量的组织锚固件。图4A-4H描绘了由单个线主体形成的各种组织锚固件，所述组织锚固件可被包括在本文描述的任何植入物中。图4A-4G描绘了在其已就位的组织刺穿配置中的锚固件，而图4H描绘了在未就位的收起配置中的锚固件的示例。组织锚固件可包括组织附接部分和孔眼或圈部分，所述孔眼或圈部分被配置成保持通过其中的系绳。组织附接部分可包括：第一腿和第二腿，每个腿具有组织穿刺端部，用于穿透心脏组织；以及一个或更多个弯曲，沿着每个腿的长度，以接合心脏组织。可选地，一些组织锚固件可在孔眼或圈的基部处包括环形线或套圈，所述环形线或套圈加强圈的尺寸和形状。孔眼或圈可具有向基部渐缩的长形形状和/或窄轮廓，这可有助于组织穿透。锚固件（组织附接部分和孔眼或圈部分中的任一或两者）可由弹性材料（例如，超弹性材料）和/或形状记忆材料制成。此类材料的示例可包括任何金属、合金，诸如镍钛合金（镍钛诺）、或聚合物（例如，橡胶、聚醚醚酮（PEEK）、聚酯、尼龙等）。图4A描绘了锚固件的一个变型，所述锚固件包括长形孔眼（例如，其中，孔眼的长度是其宽度的至少两倍）、从孔眼的基部延伸的两个组织穿透腿以及被紧固在孔眼的基部处的环形线或结。锚固件可由单个连续线（例如，镍钛诺线）制成，所述线在单个转向方向上从一个端部延伸到另一端部，在端部之间中形成圈。圈的形状和尺寸可利用结紧固。随着两侧延伸到基部并且交叉以形成腿，孔眼从顶部到基部具有连续渐缩或变窄。图4B描绘了锚固件的另一变型，所述锚固件类似于图4A中的锚固件，但在孔眼的基部处没有环形线或结。图4C描绘了组织锚固件的另一变型，所述组织锚固件包括长形孔眼和从孔眼的基部延伸的两个组织穿透腿，但是孔眼的两侧可平行于彼此，使得孔眼的中间部分具有恒定宽度。与图4A和4B中描绘的锚固件相比，孔眼或圈的渐缩或变窄可更靠近于孔眼的基部。图4D描绘了锚固件的另一变型，其中，与孔眼的宽度相比，孔眼的长度相对短（例如，长度小于孔眼的宽度的两倍）。腿的长度和曲率从孔眼延伸得比图4A-4C中的锚固件更远，这可有助于组织附接。图4E描绘了锚固件的一个变型，所述锚固件包括在孔眼的基部处的套圈和向内弯曲的两个腿。图4F描绘了锚固件的一个变型，其中，腿由多个直部段组成。腿端部朝向孔眼返回指向。图4G描绘了组织锚固件的另一示例，其中，腿端部是尖的，并且延伸在孔眼的顶部上，并且也朝向孔眼返回指向。腿弯曲的曲率半径小于图4A-4G的锚固件中的腿的曲率半径。图4H描绘了图4G的锚固件的未就位压缩配置。对于图4A-4G的锚固件的未就位压缩配置总体上可比在就位配置中具有更窄轮廓，这可有助于锚固件基于导管的递送。随着锚固件从未就位配置转换到就位配置，图4G-4F中的锚固件的孔眼的尺寸和/或形状可改变（例如，随着锚固件从未就位转换到就位配置，孔眼的长度可减小）。可选地，锚固件的孔眼可在未就位和就位配置两者中基本相同。例如，图4A-4C和4E中描绘的锚固件的孔眼可保持基本相同的尺寸和形状，但是腿的曲率可从就位前的相对直配置变化到就位后的弯曲配置，以便接合组织。本文描述的植入物可包括全部为相同类型的锚固件（例如，植入物中的所有锚固件可为图4A中描绘的锚固件），或可包括以任何组合的不同类型的锚固件（例如，末端锚固件可在圈的基部处具有套圈，而中间锚固件可不具有套圈）。在美国专利申请公开2012/0271331号和美国专利申请公开2014/0148849号中提供了可使用的各种锚固件的附加描述，其公开件以其全文通过引用并入本文。

力分布构件（FDM）。

用于植入物的力分布构件可包括具有中央腔的圆柱形或管状结构，所述中央腔沿着其纵向轴线延伸，在管状结构的端部上的两个开口处终止。腔可具有足够宽的直径，用于使系绳穿过，并且使FDM沿着系绳滑动。在一些变型中，FDM可具有从约3mm至约10mm的长度，例如，约0.16in、约0.26in。长度可根据所期望的力分布情况而变化（例如，更短的FDM用于其中期望更紧束紧或更大体积减小的区域。FDM的直径可为从约1mm至约3mm，例如，约2mm、约0.08in。腔可具有从约0.25mm至约0.45mm的直径，例如，约0.35mm、约0.032in。在一些变型中，圆柱形或管状结构的端部可为圆角或倒角（radius）的。FDM的表面可为纹理化和/或被涂覆的。例如，FDM的表面可具有切口和/或脊的式样，这可有助于促进与心脏组织合并。可选地，腔的内表面（系绳可穿过其）可具有润滑涂层（例如，聚四氟乙烯（Teflon）、硅树脂、亲水润滑涂层等），以帮助最小化FDM和系绳之间的摩擦。FDM的外表面可选地可包括表面处理，包括纹理化（例如，通过离子束蚀刻、光刻等）、热处理（例如，热力热处理或光热处理）等。合适的表面处理的附加示例可包括电解抛光、化学蚀刻、喷砂或喷丸以及在研磨或抛光介质中翻滚。聚合物涂层或覆盖物（诸如，编织或织造材料）可包括特氟隆或聚酯（例如，PET）。FDM中的一个或更多个部分可包括不透射线的材料，诸如，硫酸钡。根据期望，不透射线的材料可分布贯穿于FDM，和/或可集中在FDM上的特定区域或条带处。植入物可包括从约9个至约15个FDM，取决于组织锚固件的数量（其可为从约10至约16个FDM）。例如，植入物可包括约9个FDM、11个FDM、13个FDM、15个FDMS等。

FDM可完全由生物可吸收或生物可降解材料制成，完全由非生物可吸收或非生物可降解材料制成，或可为复合结构（其中，一部分是生物可吸收或生物可降解的，而一部分不是）。尽管本文描述的FDM的变型可被描述为包括生物可吸收材料或（多个）生物可吸收部件，但是应理解的是，FDM可选地或附加地可包括生物可降解材料或（多个）部件。生物可吸收材料的示例可包括聚合物（诸如，聚乳酸-羟基乙酸共聚物或PLGA、聚乳酸（例如，PLLA、PDLLA）和/或己内酯聚合物）、PDS化合物和/或来自人、牛、猪或羊来源的若干类型的胶原（其可形成为压缩固体）和类似物。可选择聚合物的不同单体的相对比例（或其之间的比率），以获得所期望的降解速率和/或所期望的机械性能。例如，可调节PLGA中乳酸与乙醇酸的比率，以获得所期望的降解速率。FDM的一些变型可包括10:90PLGA乳酸与乙醇酸比率或85:15PLGA乳酸与乙醇酸比率（例如，从至少约10:90PLGA到约85:15PLGA，50:50的PLGA、75:25的PLGA）。可使用在约1个月至约4个月内降解的生物可吸收材料。例如，可选择乳酸与乙醇酸的比率，使得降解速率在约3个月或90天的量级上，这已被实验测量为总体上对于植入物由心脏组织并入或覆盖所花费的时间量。在一些变型中，组织锚固件和FDM可在植入数天内开始固定到组织中，使得所期望的降解或吸收时间为从约2周至约4周，而不是对于医疗应用中使用的生物可吸收材料更典型的6至12个月或更长时间。生物可吸收材料可被配置成承受约1.5lbf的压缩负荷，其中，瞬时压缩负荷高达约3lbf约10分钟，径向分量负荷约1lbf，和/或生物可吸收材料可被配置成保持压缩强度约2周。一种或更多种材料可包括不透射线的材料，诸如，硫酸钡。例如，硫酸钡可与生物可吸收材料结合，使得由掺杂有硫酸钡的生物可吸收材料制成的FDM中的任何部分可使用荧光透视而是可见的。一些FDM还可包括药物洗脱材料或层。例如，FDM可包括坑、槽、凸起、孔等，用于洗脱药物，或允许组织在其中生长。可选地或附加地，FDM中的一些部分可由非生物可吸收材料制成，诸如，金属合金（例如，镍钛合金等）。

可选地，FDM可由聚酯或有助于诱导组织形成和并入的其它材料覆盖，使得在植入之后不久，植入物可完全并入到LV壁中。在一些变型中，FDM可选地可包括可被递送到心脏的治疗性化合物或药剂。在一些变型中，FDM可被配置成通过药物洗脱、细胞治疗、生物制剂的递送和其它药物而递送长期治疗。本文描述的任何FDM可选地可包括治疗材料（例如，药物材料，例如抗炎、抗凝血、抗增生、促增生、抗血栓材料、生长激素等），以促进愈合。例如，FDM可涂覆有血管内皮生长因子（VegF）、成纤维细胞生长因子（FGF）、血小板衍生生长因子（PDGF）、转化生长因子β（TGFbeT_a或类似物）、胰岛素、胰岛素样生长因子、雌激素、肝素、和/或粒细胞集落刺激因子（G-CSF）。例如，心脏细胞治疗中的一个限制是所注射细胞的早期细胞死亡，并且细胞从系统中被冲掉。FDM可被配置成包封和滋养细胞，直到FDM并入到心肌中，而后将细胞释放到周围心肌中。FDM可被植入有例如内皮细胞、心脏前体细胞和类似物。

本文描述的FDM可使用任何合适的方法制造。例如，FDM可被注射成型、微模制成型、化学交联、机械压制和类似。也可使用固体自由成型技术制造FDM。

图5A-5B描绘了FDM（500）的一个变型，所述FDM（500）由单一材料（例如，完全生物可吸收材料、非生物可吸收材料或药物洗脱材料）制成。图5A是FDM的纵向剖视图，并且图5B是FDM的端部视图。例如，FDM的整个主体可由生物可吸收材料（例如，75:25PGLA或上文描述的任何其它生物可吸收材料）制成。可选地，FDM的整个主体可由非生物可吸收材料（例如，镍钛诺）和/或药物洗脱材料制成。图5C-5D描绘了FDM（510）的一个变型，其中，FDM管状主体的中央部分或长度（512）由非生物可吸收材料和/或药物洗脱材料制成，而管状主体的端部部分或区域（514）由生物可吸收材料制成。FDM（500）可具有从约3mm至约10mm的长度（L），可具有约2mm的外直径（OD），并且可具有约0.35mm的内直径（ID）。

图5C是FDM（510）的纵向剖视图，描绘了中央部分（512）和端部（514），并且图5D是FDM（510）的端部视图，其中，仅一个端部（514）可见。在一些变型中，FDM的中央部分（512）可包括镍钛诺，而端部（514）可包括生物可吸收材料，例如，75:25PGLA或上文描述的任何其它生物可吸收材料。利用具有生物可吸收端部的FDM的植入物可随时间改变锚固件之间的间隔（并且因此改变植入物的灵活性）。例如，在初始植入和植入物束紧时，FDM可确保的是，两个锚固件之间的距离不小于其总长度L_T（其中，L_T=L_{非生物可吸收}+L_{生物可吸收}）。随时间的推移，随着生物可吸收部分溶解，FDM的总长度可随着生物可吸收端部部分或长度溶解而变短（随着L_{生物可吸收}减小，在植入时间t₀下的L_T大于在之后的时间t₀+Δt下的L_T）。这可允许锚固件和FDM更灵活，以随着心脏跳动而移动成更靠近在一起（即，比在植入时间t₀下的L_T更靠近），而有助于心肌收缩。非生物可吸收部分的长度L_{非生物可吸收}可为两个锚固件之间所期望的最小距离。可基于植入之后心脏组织或壁的所期望的移动量（例如，收缩）而选择或调节FDM的由生物可吸收材料制成的长度的比例。即，生物可吸收部分的长度L_{生物可吸收}可对应于在生物可吸收部分已完全溶解之后随着心脏跳动在两个锚固件之间的距离中的所期望的减小。例如，FDM的总长度L_T中由生物可吸收部分或长度L_{生物可吸收}（例如，其可为两个端部部分的累积长度）所占的比例或百分比可为从约10％至约90％，例如，约25％、约30％、约40％、约50％、约60％、约75％、约85％、约90％等。FDM（510）可具有从约3mm至约10mm的总长度L_T，可具有约2mm的外直径（OD），并且可具有约0.35mm的内直径（ID）。

图5E-5F描绘了FDM（520）的一个变型，所述FDM（520）包括：镍钛诺管（522），具有通过其中的腔（521）；以及PET或UHMW聚合物套管（524），位于腔（521）内。可选地，腔（521）的内表面可涂覆有PET或UHMW聚合物。PET或UHMW套管或涂层（524）可提供具有减小的摩擦系数的表面，使得系绳可穿过腔（521）。套管或涂层（524）可具有从约0.7mm至约0.9mm的厚度，例如，约0.825mm。图5E是EDM（520）的纵向剖视图，并且图5F是FDM（520）的端部视图。在一些变型中，EDM（520）可包括由生物可吸收材料制成的管（522）和腔内的PET或UHM聚合物套管。生物可吸收材料可为75:25PGLA或上文描述的任何其它生物可吸收材料。FDM（520）可具有从约3mm至约10mm的长度（L），可具有约2mm的外直径（OD），可具有约0.35mm的内直径（ID），并且生物可吸收部分的外直径（OD_{生物可吸收}）可为约1.25mm。

图5G描绘了FDM（530）的另一变型，所述FDM（530）包括由单一材料（例如，生物可降解或非生物可降解材料）制成的管状主体。图5H描绘了FDM（536）的另一变型，所述FDM（536）包括具有外表面纹理（538）的管状主体。表面纹理（538）可帮助促进组织在其中生长，和/或促进植入物和心脏组织之间的接合。

植入物组件。

图6A描绘了植入物（600）的一个变型，所述植入物（600）包括：系绳（602）；多个组织锚固件（例如，14个组织锚固件），联接到系绳（602）；以及多个FDM（例如，13个FDM），在锚固件之间联接到系绳（602）。多个锚固件可包括最远侧末端锚固件（604）、最近侧末端锚固件（606）以及位于其之间的多个中间锚固件（608）。最远侧末端锚固件和/或最近侧末端锚固件可固定地附接到系绳。例如，系绳可固定地附接（例如，打结、粘合、焊接等）到最远侧末端锚固件，而最近侧末端锚固件和中间锚固件可滑动地可联接到系绳。在植入物被束紧之后，可通过使锁定装置（未显示）紧固到靠近最近侧末端锚固件的系绳而保持系绳中的张力。在植入物端部处和/或沿着植入物的端部区段（例如，在锚固件1-5和10-14之间）的FDM（610）可由非生物可吸收材料（例如，镍钛诺）制成，而在植入物的中部或中间区段（例如，在锚固件5-10之间）中的FDM（612）可完全是生物可吸收的。例如，FDM（612）可由生物可吸收材料制成，诸如，75:25PLGA。可选地，FDM（612）和/或FDM（610）可包括药物洗脱材料。本文描述的任何植入物的锚固件之间的FDM可具有相同长度或不同长度。例如，末端锚固件和末端锚固件旁边的锚固件之间（例如，在最远侧末端锚固件和最远侧末端锚固件旁边的锚固件之间，和/或在最近侧末端锚固件和最近侧末端锚固件旁边的锚固件之间）的FDM可比中间锚固件之间（例如，植入物的中央区域中的锚固件）的FDM更短。在一些变型中，更短的末端FDM可不包括聚酯覆盖物，而更长的中间FDM可包括聚酯覆盖物。

图6B描绘了植入物（620）的一个变型，所述植入物（620）包括：系绳（622）；多个组织锚固件（例如，14个组织锚固件），联接到系绳（622）；以及多个FDM（例如，13个FDM），在锚固件之间联接到系绳（622）。多个锚固件可包括最远侧末端锚固件（624）、最近侧末端锚固件（626）以及位于其之间的多个中间锚固件（628）。最远侧末端锚固件和/或最近侧末端锚固件可固定地附接到系绳。例如，系绳可固定地附接（例如，打结、粘合、焊接等）到最远侧末端锚固件，而最近侧末端锚固件和中间锚固件可滑动地可联接到系绳。在植入物被束紧之后，可通过使锁定装置（未显示）紧固到靠近最近侧末端锚固件的系绳而保持系绳中的张力。在植入物端部处或沿着植入物的端部区段（例如，在锚固件1-5和10-14之间）的FDM（630）可由非生物可吸收材料（例如，镍钛诺）制成，而在植入物的中部或中间区段（例如，在锚固件5-10之间）中的FDM（632）可包括非生物可吸收中央部分或长度和生物可吸收端部部分或长度。例如，FDM（632）可类似于图5C-5D中描述和描绘的FDM。非生物可吸收中间部或长度可由金属合金（例如，镍钛诺）制成，并且生物可吸收端部部分或长度可由生物可吸收材料（例如，75:25PLGA）制成。可选地，FDM（632）和/或FDM（630）可包括药物洗脱材料。

图6C描绘了植入物（640）的一个变型，所述植入物（640）包括：系绳（642）；多个组织锚固件（例如，14个组织锚固件），联接到系绳（642）；以及多个FDM（例如，13个FDM），在锚固件之间联接到系绳（642）。多个锚固件可包括最远侧末端锚固件（644）、最近侧末端锚固件（646）和位于其之间的多个中间锚固件（648）。最远侧末端锚固件和/或最近侧末端锚固件可固定地附接到系绳。例如，系绳可固定地附接（例如，打结、粘合、焊接等）到最远侧末端锚固件，而最近侧末端锚固件和中间锚固件可滑动地可联接到系绳。在植入物被束紧之后，可通过使锁定装置（未显示）紧固到靠近最近侧末端锚固件的系绳而保持系绳中的张力。所有锚固件（锚固件1-14）之间的FDM（650）可为相同类型的FDM。例如，FDM（650）可为全部生物可吸收的（例如，类似于图5A-5B的FDM），可为部分生物可吸收的（例如，类似于图5C-5D的FDM），或可完全不包括任何生物可吸收部件（例如，完全由非生物可吸收材料（例如，镍钛合金）制成）。全部或部分生物可吸收FDM可由生物可吸收材料（例如，75:25PLGA）制成。可选地，FDM（650）可包括药物洗脱材料。可选地，如图6D中描绘的，一些植入物（660）可包括FDM（670），所述FDM（670）仅位于植入物端部处和/或沿着植入物的端部区段（例如，在锚固件1-5和10-14之间）。FDM（670）可为上文描述的FDM中的任何一个或组合（例如，在图5A-5H中描述和描绘的FDM中的任何一个或更多个）。可不存在有位于中间锚固件之间（例如，在锚固件5-10之间）的任何FDM。

虽然图6A-6D中描绘的FDM全部具有相同的长度，并且可沿着植入物的整个长度促进对称或相等的组织收紧，但应理解的是，植入物的FDM可与彼此不同，使得沿着植入物的组织收紧是不对称的，其中，局部区域具有增加或减少的组织收紧。在一些变型中，根据患者的病史，可改变植入物中的FDM的长度，以定制局部区域中的LV壁减小的大小。对于其中可期望更大组织收紧的心脏区域（例如，心室或心脏腔室的局部部分中的更大的体积减小，瓣膜口的周长或部分弧长度中的更大减小），可使用更短的FDM。例如，如果沿着二尖瓣的瓣后叶的P2部分（或P1区域、P1和P3区域等）期望更多的收紧，则可在被植入在该区域中的锚固件之间使用更短的FDM或不使用FDM。可选地，更长的FDM可位于植入物的沿着其中期望更少组织收紧的区域通过的部分。更长的FDM可有助于使被植入在那些区域中的锚固件保持成更远地从彼此远离，使得当植入物被束紧时组织不被拉动靠近在一起。例如，在患有后壁MI继发性缺血性心肌病的患者中，可期望在二尖瓣的P3下在后壁的区域中加强壁减小。这可利用包括更短长度的FDM的植入物实现，所述更短长度的FDM在植入物的附接到二尖瓣的P3下的后壁的部分中，这可有助于产生更大的组织收紧和壁减小。植入物的其它部分可具有更长的FDM，用于更少的组织收紧。可提供成套工具，用于常见病史（诸如，MI诱发心肌病），或处理在术前计划期间识别的局部壁扩张。

上面描述的并且在图6A-6D中描绘的植入物可允许用于跳动心脏组织的不同运动范围，并且取决于患者心脏的疾病状态，临床医生可选择或推荐不同的植入物，以提供所期望的组织收紧情况。图7A-7B分别描绘了在未束紧配置和束紧配置中的图6D的植入物，所述植入物就位到左心室的瓣下空间中的心室壁组织中。在此植入物中，FDM沿着植入物的端部区段位于锚固件之间。FDM可在植入物的每个端部处使若干锚固件联接在一起，而中间锚固件的平衡保持未联接。如图7B中描绘的，束紧植入物不可扩张超过植入物在心脏舒张期间允许的范围，但是可无阻碍地收缩到心脏收缩末期。

图8A-8B分别描绘了在未束紧配置和束紧配置中的图6C的植入物，所述植入物就位到左心室的瓣下空间中的心室壁组织中。在此植入物中，FDM位于植入物的所有锚固件之间。这可有助于在具有脆弱心肌的患者子组中改善植入物负荷承载能力。在每个锚固件之间包括FDM可有助于沿着LV壁保持所期望的组织收紧水平。在存在有由于小梁（非致密心肌）或先前MI的继发性纤维化组织而导致的壁强度中的总体或局部变化或由于病毒感染、酗酒或扩张性心肌病的其它原因（其以其它方式可损害锚固件-组织交界处的负荷能力）而导致的脆弱心肌的情况下，在多个锚固件中的每个之间包括FDM的植入物可有助于LV直径中的持续减小。图6C和图8A-8B的植入物可允许植入物被束紧到完全停止-其中所有锚固件联接在一起的程度（图8B）。此配置可提供所期望的安全余量，这在于其在手术期间防止过度束紧LV壁。一旦已达到完全停止，则系绳上的附加张力不引起附加植入物束紧，并且在心肌组织中不引起进一步拉紧。束紧也是更简单的，这在于在束紧过程期间不要求测量，以确定适当的停止点。为了进一步理解上面描述的不同植入物的效果，可有帮助的是，在若干情况下考虑LV壁运动，如下面描述的。

图9是患有MR和HF的患者的LV游离壁的示意描绘，其中，游离壁从心脏舒张末期（ED1）移动到心脏收缩末期（ES1），并且再次返回。在此类患者中，与正常人群（基准）相比，ED1增大，引起壁厚度减小、壁应力增加以及肌细胞收缩力受损。这可导致心脏收缩末期（ES1）与基准相比也更大，并且ED1和ES1之间的距离与基准相比显著降低。

图10是上面描述的患者中的心脏壁移动的示意描绘，所述患者在图9的LV壁中接收植入物（例如，诸如，图6D植入物），所述植入物在其端部处具有FDM块。植入物可被束紧到ED2，所述ED2位于ED1和ES1之间。在心脏舒张期间，由于不可扩大的植入物系绳，因此LV不可扩张超过ED2，这通过减小壁应力而改善了LV功能。由于中间锚固件可自由移动，因此，在心脏收缩期间，LV可自由收缩至少到ES1。随着时间的推移，反向重塑和改善的肌细胞收缩力可导致更靠近接近基准的改善的（更小的）心脏收缩末期ES2，如图11中显示的，这可指示改善的LV功能。

可选地，包括FDM块的植入物可被束紧到ED2a，所述ED2a可与ES1重合，或比ES1更小，如图12中显示的。在此情况下，LV可不在任何方向上急剧移动：植入物可防止LV壁扩张超过ED2a，并且LV壁可不比ES1收缩地更多。最初，心脏功能可降低。然而，也在此情况下，随着时间的改善的收缩力可导致改善的（更小的）心脏收缩末期、接近基准的ES2（图13），其与减小的ED2a一起可指示改善的LV功能。虽然图6C-6D、7A-7B、8A-8B的植入物可提供对于LV功能的此类改善，但是图6C和8A-8B的植入物（其具有位于每个锚固件之间的FDM）在锚固件-组织交界处可比对于图6D和7A-7B的植入物（其具有仅位于植入物的端部部分或长度中的锚固件之间的FDM）作用更小的力。对于具有脆弱心肌的患者，临床医生可推荐图6C的植入物，而不是图6D的植入物。

然而，对于图6C的植入物（如在图8A-8B中就位的），当被束紧到其完全停止时，如图8B中显示的，植入物可变得不可压缩。即，植入物可弯曲，但其周长不可进一步减小。此植入物不仅防止心脏舒张期间的LV扩张，而且在心脏收缩时其还可限制LV在植入物的区域中朝向其心脏收缩末期尺寸收缩的能力。考虑具有心脏舒张末期在ED1处和心脏收缩末期在ES1处的LV（如图14中显示的）以及被束紧到其完全停止的植入物，使得心脏舒张末期移动到位于ED1和ES1之间的ED2。与其它植入物配置一样，在心脏舒张中，LV不可扩展超过ED2。但是在心脏收缩期，完全停止可防止朝向ES1进一步收缩，限制局部壁运动，并且有效地消除的是，LV的此区域有助于心输出量。

图6C的植入物（如在图8A-8B中就位的）当被束紧到其完全停止时可不是可压缩的，但可弯曲。急剧地或随着时间的推移，植入物端部附近的区域（P3和P1下）中的LV可以中部中的区域（P2下）为代价而收缩，所述中部中的区域可扩张，以适应P3、P1收缩。此运动被描绘为图15中的线ES2。临床上，结果可呈现为连合（c/c）尺寸中的减少，但是前/后（a/p）尺寸增加。相对运动也可在临床上呈现-a/p尺寸中的减少以及随后c/c尺寸中的增加。

为了在图15中显示的植入物的区域中克服对于LV功能的可能有害影响，而仍保持图6C的植入物相对于图6D的植入物的优点，在手术末期时的净束紧可允许朝向心脏收缩末期的收缩。处理这些挑战的植入物可在中间锚固件位置中（例如，在植入物的中央区域中）在锚固件和FDM之间具有小间隙。例如，如图16A中描绘的，植入物总共具有14个锚固件（其在每个端部处的区块中包括5个锚固件），可存在有5个FDM，其具有到锚固件的间隙。图16B的详细视图显示了间隙位置。在此变型中，在中间FDM之间可存在有约1.5mm至约3.5mm（例如，约2.5mm、约3mm）的间隙（其中，中间锚固件被设置在FDM之间的间隙中），并且在植入物的末端区域（例如，远侧区域、近侧区域）上在FDM和锚固件之间存在有很少或没有间隙。通过使植入物束紧到其完全停止配置并且使锁定构件紧固成从最近侧锚固件的预选择系绳长度，可为植入物提供预选择量的松弛。在一些变型中，预选择系绳长度可为从约5mm至约15mm，例如，约9.5mm、约10mm。为植入物引入过多松弛（例如，为完全停止配置提供大于20mm的预选择系绳长度）可不提供心脏尺寸中的所期望的减小。在不希望由理论限制的情况下，图16A中描绘的减小LV尺寸连同锚固件和FDM之间的小间隙可有助于通过若干机制促进反向重塑。首先，LV直径本身可减小。对于系统中的给定压力，更小的表面区域在壁上施加更低的总负荷。此外，由拉普拉斯定律减小壁应力，这可解释直径减小以及相应LV壁增厚两者。除了这些机制之外，减小的壁尺寸和应力可潜在地改善肌细胞收缩力。肌节等长肌力取决于肌节长度。肌力在2.0-2.2μm下的心肌肌节中可最大化，并且其可下降到低于最大值的20％在约1.8μm以下以及约2.4μm以上。在HF心室中，心肌肌节可伸长远超过产生最有效收缩的长度（2.0-2.2μm）。在HF的后期阶段中，肌细胞可被拉长到肌球蛋白和肌动蛋白不能够结合或产生任何收缩力的程度。束紧LV壁到更小直径可潜在地有助于改善肌球蛋白/肌动蛋白交叠、结合以及因此收缩。

在锚固件之间具有一个或更多个生物可吸收FDM的植入物可有助于促进随时间朝向心脏收缩末期的收缩。图17A描绘了图6A的植入物，所述植入物在中间锚固件之间具有多个生物可吸收FDM，其在左心室的瓣下空间中就位并且植入到心室壁组织中。在初期植入时，植入物（600）可大程度地限制LV壁运动，如图17A中描绘的，但是随着中间FDM被生物吸收并且完全溶解，如图17B中描绘的，LV壁变得自由地更完全收缩到心脏收缩末期。如先前描述的，生物可吸收FDM可花费从约1个月至约4个月（例如，约3个月、约90天）以溶解。在一些变型中，生物可吸收FDM可由在非生物可吸收FDM并入到心室壁组织中之后完全溶解的材料制成。例如，对于其中非生物可吸收FDM花费约3个月或90天以并入到心脏组织中的植入物，可选择生物可吸收FDM的材料，使得其在约4个月中完全溶解。在一些变型中，生物可吸收FDM可由在非生物可吸收FDM并入到心室壁组织中之后失去其机械性能（即，变得软或无定形）而不完全溶解的材料制成。

图18A描绘了图6B的植入物，所述植入物在中间锚固件之间具有多个部分生物可吸收FDM，其在左心室的瓣下空间中就位并且植入到心室壁组织中。如上面描述的，FDM可具有非生物可吸收中央部分或区段和生物可吸收端部部分或区段。在初期植入时，植入物（620）可大程度地限制LV壁运动，如图18A中描绘的，但是随着FDM的生物可吸收部分被生物吸收，FDM总长度可减小，如图18B中描绘的，LV壁可变得自由地更完全收缩到收缩末期。因为FDM的生物可吸收部分仅是整个FDM的子部分，所以与完全生物可吸收FDM相比，其可降解得更快。例如，FDM的生物可吸收部分可花费从约0.5个月至约2个月（诸如，约1.5个月、约45天）以溶解。在一些变型中，FDM的生物可吸收部分可由在锚固件并入到心室壁组织中之后完全溶解的材料制成。例如，对于其中锚固件花费约3个月或90天以并入到心脏组织中的植入物，可选择FDM的生物可吸收部分的材料，使得其在约4个月中完全溶解。

图19A-19F中描绘了可用于拉近心脏组织的其它植入物。图19A-19B描绘了植入物（1900）的一个变型，所述植入物（1900）包括：系绳（1902）或缝线，沿着远侧部段是带刺的；柔性套管，被设置在系绳的带刺部分上；以及多个锚固件（1904），被可滑动地设置在柔性套管上。柔性套管（未描绘）可包括薄壁柔性聚合物，锚固件可在所述薄壁柔性聚合物上滑动（即，套管的摩擦系数可小于系绳的带刺部分的摩擦系数）。在一些变型中，系绳（1902）的带刺部分的最远侧端部可包括压接件、结或防止系绳被拉动通过锚固件的其它紧固机构（1906）。在一些变型中，系绳的最远侧端部可固定地附接到最远侧锚固件。植入物可被递送到心脏组织，并且锚固件利用被设置在带刺系绳上的柔性套管而就位到组织中并且附接到组织。一旦植入物已被束紧到已知或预确定端点（例如，植入物完全停止），则可移除套管，以暴露刺，所述刺而后可作用，以使锚固件在系绳上固定就位，使其联接在一起，以分担端部锚固件的负荷。在图19B中显示了在移除聚合物之后的与锚固件的带刺缝线交界的详细视图。这可使若干锚固件在两个植入物端部处联接在一起，在若干相邻锚固件（其仅经历更低径向负荷）之中分布更高的端部锚固件切向负荷。

图19C描绘了植入物（1910）的另一变型，所述植入物（1910）包括：多个锚固件（1914），在植入物（1910）的远侧端部区域（1911）处固定地联接到系绳区段（1916）。系绳区段（1916）的一个端部可固定地附接到锚固件（1914），并且系绳区段的另一端部可全部附接到主系绳或缆（1912）。在此配置中，锚固件（1914）可使端部负荷分散在多个锚固件点上（例如，端部负荷或力可在植入物端部区域处平行地分布在多个锚固件上的更大组织区域上，而不是集中在围绕单个锚固件的更小组织区域上）。系绳区段（1916）可通过打结、织造、焊接和/或钎焊在一起而附接到主系绳（1912），和/或可使用粘合剂（例如，环氧树脂）和类似物附接。

图19D-19F描绘了植入物（1920）的另一变型，所述植入物（1920）包括：系绳（1922）；远侧端部锚固件（1924）（例如，A1锚固件），固定地联接到系绳；以及多个中间锚固件（1926）（例如，A2、A3锚固件），可滑动地联接到系绳。在此变型中，紧邻于远侧端部锚固件（1924）的锚固件（1925）可更靠近远侧端部锚固件（与其靠近相邻中间锚固件相比）。锚固件（1925）可滑动地可联接到系绳，但是当植入物（1920）就位到心脏组织时，锚固件（1925）可更靠近远侧端部锚固件（1924）而附接到组织（与其靠近相邻中间锚固件（1926）相比）。可选地，远侧端部锚固件（1924）和与其相邻的锚固件（1925）两者可固定地附接到系绳（1922）。如图19E中描绘的，当指向近侧的力被施加到系绳（1922），由此向植入物施加张力T时，远侧端部锚固件（1924）可被拉动朝向锚固件（1924）。图19F描绘了另一示例，其中，三个远侧端部锚固件位于成相对紧密靠近于彼此，使得张拉系绳导致锚固件接触彼此，并且抵抗张力T。以此方式，作用在锚固件-组织交界处的力可在至少两个最远侧锚固件A1、A2之间分布（图19E），或可在三个锚固件A1、A2、A3之间分布（图19F）。可由植入物在不从组织中被拉动出和/或导致进一步织损伤的情况下维持的张力的量可随着接触彼此的锚固件的数量的增加而增加。例如，可由图19D和19E的植入物维持的张力可为约0.2lbf，而可由图19F的植入物维持的张力可为约0.5lbf。

偏移锁定构件和递送装置。

一旦植入物已就位/附接到心脏组织并且束紧，则可使锁定构件紧固到系绳，以维持束紧，并且保持被施加到系绳的张力。锁定构件可为任何合适的缝线锁定构件，并且在一些变型中，可包括管和被配置成配合在管的腔中的塞子。管和/或塞子可包括一个或更多个开口，用于使植入物系绳穿过腔。为了使锁定件就位，可使塞子推动到管中，以在锁定件塞子和管的壁之间夹持系绳。锁定件可通过摩擦配合、卡扣配合、螺纹配合和/或任何其它合适的机构紧固在系绳上。可使用锁定件就位导管使锁定构件就位并且紧固在系绳上。在一些变型中，锁定件就位导管可包括：长形主体，具有纵向腔，所述纵向腔在远侧开口处终止；锁定构件，位于腔中的锁定构件对接部段处；以及推动构件，在纵向腔内。在一些变型中，推动构件可为推动缆。在植入物被束紧到所期望的状态之后，系绳可穿过锁定管的腔，推动构件向远侧前进，以使塞子移动到管中，以使锁定构件紧固在系绳上。一旦锁定构件紧固在系绳上，则锁定构件可从就位导管的对接部段释放，并且可通过远侧开口离开长形主体的纵向腔。可选地，锁定构件可通过锁定件出口开口离开就位导管，所述锁定件出口开口可沿着纵向腔位于任何位置。锁定件就位导管还可包括纵向腔内的止挡构件，以限制推动构件向远侧的前进。

在一些变型中，锁定件就位导管可被配置成当锁定构件紧固在系绳上时引入预选择量的松弛或系绳张力中的减小。在一个变型中，锁定件就位导管可被配置成在植入物已被束紧到其完全停止配置之后为植入物提供预选择系绳长度。对于一些植入物，预选择系绳长度可为约9.5mm或约10mm，这可转化为松弛量，使得植入物的中央区域中的中间FDM可由从约2mm至约2.5mm的间隙从彼此（在其之间具有锚固件）间隔开。锁定件就位导管可使锁定构件紧固在远离最近侧末端锚固件的预选择距离（即，锁定件距离偏移d_偏移）处，从而为植入物提供相应预选择量的松弛。例如，如果锁定件紧邻于最近侧末端锚固件紧固（即，d_偏移远离最近侧末端锚固件约0mm），则几乎不为植入物提供松弛，并且中间FDM之间的间隔间隙可很小或几乎为零。如果锁定件在从最近侧末端锚固件的近侧端部位置偏移处紧固在系绳上（例如，d_偏移远离最近侧末端锚固件从约5mm至约15mm，约9.5mm、约10mm，而提供相应系绳长度），则可为植入物提供对应于d_偏移的松弛量，并且中间FDM之间的间隔间隙可从约1.5mm至约3.5mm（例如，约2mm至约2.5mm）。

可选地或附加地，锁定件就位导管可使锁定构件紧固在远离最近侧末端锚固件的预选择距离（即，锁定件距离偏移d_偏移）处，从而向植入物提供相应预选择量的张力减小。例如，如果植入物被束紧，以具有峰值张力T_p，则锁定件就位导管可使锁定构件紧固在远离最近侧末端锚固件的预选择距离（即，锁定件距离偏移d_偏移）处，从而释放相应预选择量的张力T_s，使得锁定植入物中的实际张力T_a是T_a=T_p-T_s。例如，如果锁定件紧邻最近侧末端锚固件紧固（即，d_偏移远离最近侧末端锚固件约0mm），则T_a可近似T_p。如果锁定件在从最近侧末端锚固件偏移的近侧位置处紧固在系绳上（即，d_偏移远离最近侧末端锚固件大于约1mm），则T_a可小于T_p。可预选择偏移（dx）的大小，使得其对应于预选择量的张力减小T_s。

在使用中，植入物（诸如，图6A-6D的植入物）可被束紧到完全停止，其中，进一步束紧植入物将不导致组织进一步收紧。这可有助于保持操作的可重复性和精确度，因为不需要进行测量，以便确定植入物是否已被束紧到其完全停止配置。锁定件就位导管中的距离（dx）可代表在导管的近侧端部和锁定件的远侧端部之间的植入物系绳的偏移长度。一旦锁定件紧固在系绳上并且被释放，则对应于长度（dx）的已知量的束紧缆松弛被释放回到植入物中。在若干心动周期上，松弛可沿着植入物到达到中间锚固件和/或FDM，在植入物的该区域中在FDM和锚固件之间产生小间隙（如图16A中描绘的）。植入物的端部处的更高负荷可导致锚固件块保持其稳定高度。中间FDM和中间锚固件之间的小间隙可允许LV壁朝向心脏收缩末期进一步急剧收缩，并且随着心脏随时间的重建，所述小间隙有助于LV壁收缩到相应更小的心脏收缩末期尺寸。对于间隙尺寸的上限可由脆弱心肌的强度限制——如果锚固件在FDM处拉动通过组织，则可期望下个中间锚固件联接到FDM，而利用最小量的行程增加其负荷能力。联接下个锚固件所要求的行程越大，则植入物中损失的束紧越多。在一些变型中，锁定件就位导管可被配置成具有距离（dx），使得锚固件（例如，中间锚固件、中间FDM）之间的间隙可为从约0.5mm到约4mm（例如，约1mm、约2mm、约2.5mm的间隙）。在中间锚固件和FDM之间提供间隙可有助于心脏收缩期间的LV壁运动，同时还有助于相邻锚固件经由FDM联接（例如，以帮助在多个锚固件上分布负荷力，以减小每个单独锚固件的负荷力）。锁定件就位导管可具有固定距离（dx），或可被配置成改变距离（dx），以便获得不同的预选择系绳松弛水平。例如，可存在有一组具有不同长度（dx）的锁定件就位导管，从而可选择特定锁定件就位导管，以便为患者和/或植入物提供预选择量的松弛。可选地或附加地，单个锁定件就位导管可被配置成使得可由用户调节距离（dx），以对于给定患者和/或植入物设置间隙宽度。

如上面描述的，植入物可被束紧到“完全停止”，并且当锁定件就位在系绳上时，锁定件就位导管可将锁定件紧固在远离最近侧锚固件的预选择偏移d_偏移处，以便为植入物施加预选择量的松弛。为了在施加锁定构件时为系绳施加一致和预选择量的松弛，可在进一步远离长形主体的远侧开口处（近侧地）设置锁定构件对接部段（即，当锁定构件紧固到系绳时，锁定构件在锁定件就位装置内的位置）。换句话说，对接部段可从锁定件出口开口偏移预选择偏移（dx）。在一些变型中，对接部段偏移（dx）可与锁定件距离偏移d_偏移大致相同，而在其它变型中，锁定件距离偏移d_偏移可大于对接部段偏移（dx）。例如，除了对接部段偏移（dx）之外，可通过锁定构件和系绳之间的实际接触点（例如，锁定件紧固到系绳的点）引入附加偏移。可选地，在其中锁定件出口开口未定位在最近侧末端锚固件处的变型中，可引入附加偏移，所述附加偏移可为锁定件出口开口和最近侧末端锚固件之间的距离。例如，如果锁定件出口开口被定位在远离最近侧末端锚固件的d_导管距离，则对接部段偏移是dx，并且锁定构件引入偏移d_锁定件，锁定件总距离偏移可为所有这些偏移的总和，即，d_偏移=dx+d_导管+d_锁定件。在其中锁定件出口开口被定位抵靠最近侧末端锚固件的变型中，d_偏移=dx+d_锁定件。可选择锁定构件的锁定机构以及锁定件就位导管的锁定构件对接部段与锁定件出口开口（例如，导管的最远侧端部）之间的距离，以提供预选择量的松弛和/或植入物张力中的减小。所提供的预选择量的松弛可允许心室壁的更大程度的运动（例如，如图16A-16B中描绘的），这可有助于促进心室功能的恢复。

图20A-20C中描绘了不同的锁定件就位导管，所述锁定件就位导管具有从锁定件出口开口偏移的锁定构件对接部段。所述锁定件就位导管每个在锁定构件对接部段和锁定件出口开口之间具有偏移距离（dx）（在这些变型中，所述锁定件出口开口是导管腔的最远侧开口）。锁定件就位导管（2000）可包括：长形主体（2002）；纵向腔（2004），在最远侧开口（2010）处终止；锁定构件对接部段（2001）；锁定构件（2006），保持在对接部段（2001）处；以及推动构件（2008），位于腔（2004）内。锁定构件（2006）可包括塞子（2005）和被配置成接收塞子的管（2007）。植入物的系绳可穿过长形主体（2002）的壁中的开口通过锁定构件管（2007）的开口，使得塞子（2005）当由推动构件（2008）向远侧前进时可接合系绳。锁定构件对接部段（2001）可位于远离最远侧开口（2010）的距离（dx）处，并且可例如是从约5mm至约15mm，例如，从约6mm至约11mm、从约8mm至约10mm、约7mm、约9.5mm等。图20B描绘了锁定件就位导管（2020）一个变型，所述锁定件就位导管（2020）具有相对长的偏移距离，而图20C描绘了锁定件就位导管（2040）的一个变型，所述锁定件就位导管（2040）具有相对短的偏移距离。锁定件就位导管（2020）可比锁定件就位导管（2040）为植入物提供更大量的松弛。

图20B描绘了锁定件就位导管（2020）的一个变型，所述锁定件就位导管（2020）包括：长形主体（2022）；纵向腔（2024），在最远侧开口（2030）处终止；锁定构件对接部段（2021）；锁定构件2026，保持在对接部段（2021）处；以及推动构件（2028），位于腔（2004）内。锁定构件（2026）可包括塞子（2025）和被配置成接收塞子的管（2027）。植入物的系绳可穿过长形主体（2002）的壁中的开口（2032）通过锁定构件管（2027）的开口（2029），使得塞子（2005）当由推动构件（2028）向远侧前进时可接合系绳。锁定件就位导管（2020）还可包括纵向腔内的推动构件止挡构件（2034），以限制推动构件的远侧前进。止挡构件（2034）可具有腔，推动构件的一部分可穿过所述腔。推动构件（2028）可包括止挡管（2023），所述止挡管（2023）位于沿着推动构件的长度，具有比止挡构件（2034）更大的直径，使得当止挡管接触止挡构件时，推动构件的远侧前进被阻挡。止挡构件（2034）可为固定到腔（2024）的内表面的夹头、条带、环等。可选地，止挡构件（2034）可为腔的区域，所述区域具有的直径小于止挡管的直径（例如，腔的狭窄部分）。锁定构件对接部段（2001）可位于远离最远侧开口（2010）的距离或偏移（dx）处，并且可例如是从约5mm至约15mm，例如，从约6mm至约11mm、从约8mm至约10mm、约7mm、约9.5mm等。锁定构件可通过任何可释放机构（例如，通过摩擦配合、卡扣配合和/或易碎连接件）而被保持在对接部段中。图20B描绘了锁定件就位导管（2040）的另一变型，所述锁定件就位导管（2040）类似于图20B的锁定件就位导管（2020），具有更小的对接部段偏移（dx），并且可例如是从约0.5mm至约4mm。可选地，锁定件就位导管还可被配置成在使锁定构件紧固在系绳上之前张拉系绳。

方法。

方法的一个变型可包括：将植入物递送到心脏组织（例如，瓣下空间中的心室壁组织），所述植入物包括多个系绳锚固件和被设置在系绳锚固件之间的一个或更多个FDM，通过张拉系绳到完全停止（即，进一步张拉系绳不进一步束紧植入物），以束紧植入物，并且将锁定构件紧固到系绳上，所述系绳在锁定构件和植入物近侧端部之间具有预选择系绳长度，其中，预选择系绳长度对应于预选择量的松弛。方法还可包括：释放锁定构件，以为植入物提供预选择量的松弛。方法的一个变型可包括：将植入物递送到心脏组织（例如，瓣下空间中的心室壁组织），所述植入物包括多个系绳锚固件和被设置在系绳锚固件之间的一个或更多个FDM，通过张拉系绳直到系绳张力峰值而束紧植入物，从系绳张力峰值释放预选择的张力量到系绳张力的中间水平，并且将锁定构件紧固在系绳上，以保持系绳张力的中间水平。在一些变型中，一个或更多个FDM可为部分或完全生物可吸收的。图21描绘了用于使本文描述的植入物就位的方法（2100）的一个变型的流程图。方法（2100）可包括：使锚固件递送装置前进（2102）到心脏组织（例如，瓣下空间中的心室壁组织），撤回（2106）锚固件递送装置，在系绳上装载（2108）FDM，使系绳（2110）穿过第二锚固件递送装置（通过锚固件的孔眼），在系绳上使第二锚固件递送装置前进（2112）到心脏组织，使FDM就位（2114），使第二系绳锚固件就位（2116）到心脏组织中，并且撤回（2118）锚固件输送装置。可重复（2120）步骤（2108）至步骤（2118），直到在心脏组织区域处已就位有所期望的数量的FDM和系绳锚固件。而后，方法（2100）可包括：使系绳穿过（2122）张拉和锁定装置，使张拉和锁定装置前进（2124）到最近侧末端锚固件的位置，张拉（2126）系绳直到植入物在其完全停止配置中（其中，进一步张拉系绳不进一步束紧植入物），使锁定构件在从最近侧末端锚固件的预选择距离处紧固（2128）在系绳上，并且释放（2130）锁定构件，并且从心脏组织撤回张拉和锁定装置。张拉和锁定装置可为图20A-20C中的任何锁定件就位导管，其中，锁定构件利用预选择的对接部段偏移（dx）紧固，以便持续为系绳提供预选择量的松弛。使张拉和锁定装置前进到最近侧锚固件的位置可包括：使装置的远侧端部抵靠锚固件和/或紧邻最近侧锚固件（或在其附近）的组织。方法（200）可用于使本文公开的任何植入物就位到瓣膜组织（例如，二尖瓣，三尖瓣），包括心室壁组织的瓣膜下组织和类似物。

图22A-22D描绘了使包括系绳锚固件和FDM的植入物就位到瓣下空间中（例如，在二尖瓣下方）的心室壁组织的过程的一个示例。在对于图22A-22D的照片中描绘的植入物可类似于图3A的植入物，其中，植入物包括多个系绳组织锚固件，其中，FDM位于每对锚固件之间。图22A描绘了在所有组织锚固件（2200）和FDM（2202）已附接到左心室壁组织之后的植入物。系绳尚未束紧，并且因此在锚固件和FDM之间存在间隙（2204）。图22B描绘了锁定件就位导管（2206）到心室壁的前进，其中，锁定件就位导管（2206）的最远侧端部在最近侧末端锚固件（2210）处对接到植入物。锁定件（2212）位于远离锁定件就位导管的最远侧端部的距离（dx）处。在此示例中，对接部段偏移（dx）约为7mm，锁定件偏移约为2.5mm，因此总锁定件距离偏移量d_偏移约为9.5mm。图22C描绘了在被束紧到其完全停止之后的植入物。如看到的，在FDM（2202）和锚固件（2200）之间没有间隔，锚固件经由FDM联接在一起，并且系绳贯穿于植入物张拉。锚固件的穿透深度可为一致的，并且联接到彼此，使得不由于随后锚固件迁移（例如，在组织中更深或更浅）而导致束紧或系绳张力损失。锁定构件可利用总锁定件距离偏移而附接到组织，这可将d_偏移（约9.5mm）量的松弛锁定到系绳。如图22D中显示的，松弛可从最近侧末端锚固件朝向植入物的中央区域（例如，朝向瓣膜的P2区域）横穿，在FDM和中间锚固件之间产生间隙（参见图22D中的箭头）。这可有助于促进心脏收缩期间的灵活性，和/或可帮助促进植入物的坚固性和灵活性。锁定件就位导管的内置对接部段偏移（dx）可有助于促进精确和一致地将量化量的松弛引入到植入物。

尽管为了清楚和理解的目的，前述变型已通过说明和示例而被略微详细地描述，但是显然的是，可实施某些改变和修改，并且所述改变和修改旨在落入所附权利要求的范围内。附加地，应理解的是，本文描述的系统和装置的组件和特性可以任何组合使用。关于具体附图的某些元件或特征的描述不旨在是限制性的，也不应被解释为暗示元件不可与任何其它所描述的元件组合使用。对于上文描述的所有变型，方法的步骤可不按顺序地执行。一些步骤是可选的，使得可不执行方法中的每个步骤。

Claims (20)

1.植入物，包括：

系绳；

多个组织锚固件，可滑动地联接到所述系绳；以及

多个力分布构件，联接到所述系绳，其中，每个力分布构件被设置在一对组织锚固件之间，并且其中，力分布构件中的至少一个包括由生物可吸收材料制成的部分，并且在预选择量的松弛被提供给处于束紧配置的系绳时，与所述一对组织锚固件中的至少一个组织锚固件间隔开一间隙，所述间隙为心脏组织提供用于运动的余量。

2.根据权利要求1所述的植入物，其中，至少一个力分布构件完全由生物可吸收材料组成。

3.根据权利要求1所述的植入物，其中，至少一个力分布构件包括：中央部分，包括非生物可吸收材料；以及两个端部部分，包括生物可吸收材料。

4.根据权利要求3所述的植入物，其中，所述中央部分包括镍-钛合金，并且所述两个端部部分包括PLGA。

5.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述生物可吸收材料是PLGA。

6.根据权利要求5所述的植入物，其中，所述生物可吸收材料是75：25PLGA。

7.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述生物可吸收材料在90天或更长时间中完全溶解。

8.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述力分布构件的由生物可吸收材料制成的部分在30天或更长时间中变成结构性无定形的。

9.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述力分布构件的由生物可吸收材料制成的部分在90天或更长时间中变成结构性无定形的。

10.根据权利要求1所述的植入物，其中，多个组织锚固件包括：最远侧末端锚固件，固定地联接到所述系绳；多个中间锚固件以及最近侧末端锚固件，可滑动地联接到所述系绳，其中，所述多个力分布构件位于所述多个中间锚固件之间。

11.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述力分布构件是管状的。

12.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述生物可吸收材料包括药物洗脱材料。

13.根据权利要求10所述的植入物，其中，位于最远侧末端锚固件和最远侧末端锚固件旁边的锚固件之间的力分布构件由非生物可吸收材料制成，位于最近侧末端锚固件和最近侧末端锚固件旁边的锚固件之间的力分布构件由非生物可吸收材料制成，并且位于两个中间锚固件之间的力分布构件包括生物可吸收材料。

14.一种心肌植入物负荷分担装置，包括根据权利要求1-13中任一项所述的植入物以及锁定件就位导管。

15.根据权利要求14所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述锁定件就位导管包括：

长形主体，具有通过其中的在最远侧开口处终止的纵向腔；

锁定构件，被配置成紧固在系绳上；

锁定构件对接部段，位于所述腔内，保持所述锁定构件；以及

推动构件，被可滑动地设置在所述纵向腔内；以及

其中，所述锁定构件对接部段位于从最远侧开口的预选择距离处，使得所述锁定构件紧固所述系绳，所述系绳具有对应于预选择距离的预选择量的松弛。

16.根据权利要求15所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述锁定件就位导管还包括位于所述纵向腔内的管状止挡构件。

17.根据权利要求15所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述预选择距离是从5mm至15mm。

18.根据权利要求15所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述锁定件就位导管还包括管，具有腔；以及塞子，被配置成配合在所述腔内，使得所述系绳被紧固在所述塞子和所述管的壁之间。

19.根据权利要求15所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述锁定件就位导管还包括所述长形主体的侧壁中的第一开口和所述锁定构件管的侧壁中的第二开口，所述第一和第二开口被配置成使系绳穿过其中。

20.根据权利要求15所述的心肌植入物负荷分担装置，其中，所述锁定构件对接部段通过卡扣配合保持所述锁定构件。

Images