CN116407349A - 可加速内皮化的植入物及经导管心脏修复系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种可加速内皮化的植入物及经导管心脏修复系统。该植入物包括多个锚定组件、多个间隔件以及收紧线。锚定组件用于锚入心脏组织。间隔件在其轴向上具有弹性。多个锚定组件与多个间隔件交替穿装于收紧线上，收紧线的远端与用于锚入心脏组织的第一个锚定组件连接。上述植入物，当其第一个锚定组件锚入心脏组织时，其他锚定组件与多个间隔件可沿与第一个锚定组件连接的收紧线输送至心脏组织处。当锚定组件都锚入心脏组织后，通过牵拉收紧收紧线，可使所有间隔件及所有锚定组件沿收紧线相互靠近；其中，每一个间隔件被与和其相邻的锚定组件挤压而沿轴向压缩。这样，当该植入物植入心脏组织时，消除了锚定组件与间隔件之间的间隙。

Description

可加速内皮化的植入物及经导管心脏修复系统

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，尤其涉及一种可加速内皮化的植入物及经导管心脏修复系统。

背景技术

二尖瓣反流(简称：MR)是一种常见的心脏瓣膜疾病，包括原发性二尖瓣反流和继发性二尖瓣反流。原发性二尖瓣反流是由于二尖瓣瓣叶异常、腱索断裂或乳头肌功能不全导致二尖瓣前后叶吻合不良，而造成血液反流；继发性二尖瓣反流是由于瓣环扩张、左心房及左心室扩大导致二尖瓣前后叶吻合不良，而造成血液反流。因此，可通过器械对二尖瓣瓣环进行缩环或对左心室进行缩窄以减轻继发性二尖瓣反流。

现有技术公开了一种经导管左心室修复系统，如图1所示，其在一丝线1a上交替穿装有若干锚钉1b和若干间隔件1c，其中，每个锚钉1b可植入左心室壁1d。每个锚钉1c植入左心室壁1d后，再朝近端牵拉丝线1a(如图1中的L0方向)，若干间隔件1c以及植入左心室壁1d的若干锚钉1b沿丝线1a相互靠近而实现对左心室的收缩，进而对二尖瓣反流治疗。

然而，在将锚钉1b植入左心室壁1d的过程中，相邻锚钉1b植入时的间距难以保证均匀，且无法确保每个植入左心室壁1d的锚钉1b的中轴线均相对于左心室壁1d垂直；而且，在朝近端牵拉丝线1a以对左心室收缩的过程中，若干植入左心室壁1d的锚钉1a会相对左心室壁1d倾斜而沿丝线1a相互靠近，相邻锚钉1b之间的间距更难以确保相同。这样，当朝近端牵拉丝线1a以对左心室进行缩窄时，导致部分间隔件1c存在一个端面甚至两个端面没有和锚钉1b贴合，锚钉1b和间隔件1c之间存在一定间隙而导致内皮化的时间延长，增加手术后期的风险。

发明内容

为了解决上述技术问题，本发明提供了一种可加速内皮化的植入物及经导管心脏修复系统。

本发明首先提供了一种可加速内皮化的植入物，其包括多个锚定组件、多个间隔件以及收紧线。锚定组件用于锚入心脏组织。间隔件在其轴向上具有弹性。多个锚定组件与多个间隔件交替穿装于收紧线上，收紧线的远端与用于锚入心脏组织的第一个锚定组件连接。

上述可加速内皮化的植入物，当其第一个锚定组件锚入心脏组织时，其他锚定组件与多个间隔件可沿与第一个锚定组件连接的收紧线输送至心脏组织处。当每个锚定组件都锚入心脏组织后，通过收紧收紧线，可使交替分布的间隔件以及锚定组件沿收紧线相互靠近，通过缩小多个锚定组件之间的间距进而对瓣环进行缩环或对心室进行缩窄以减轻血液反流。由于每一个间隔件在其轴向上具有弹性，每一个间隔件被与其相邻的两个锚定组件挤压而沿轴向压缩，使每一个间隔件沿其轴向的端面与和其相邻的锚定组件贴合，消除了锚定组件与间隔件之间的间隙，可加速植入物植入心脏组织后的内皮化，降低了手术后期的风险。

本发明还提供了一种经导管心脏修复系统，其包括输送装置、锚定装置及上述可加速内皮化的植入物。输送装置包括输送鞘管。锚定装置活动穿装于输送鞘管的内腔中，锚定组件穿装于输送鞘管的远端内腔中，锚定组件与锚定装置的远端可拆卸连接，输送鞘管用于将锚定组件输送至心脏组织处，锚定装置用于驱动锚定组件锚入心脏组织。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施方式的技术方案，下面将对实施方式中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其它的附图。

图1是现有技术提供的经导管左心室修复系统对左心室进行缩窄的结构示意图。

图2是本发明实施方式提供的植入物的结构示意图。

图3是本发明实施方式提供的植入物处于收紧状态下的结构示意图。

图4是图3中的间隔件(省略覆膜)处于自然状态下的结构示意图。

图5是图3中的间隔件处于自然状态下的分解示意图。

图6是图5中的间隔件组装后沿其轴向剖切的剖视图。

图7是图3中的间隔件(省略覆膜)处于完全压缩状态下的结构示意图。

图8是图3中VIII部分的放大图。

图9是图3中的间隔件(省略覆膜)处于未完全压缩状态下的结构示意图。

图10是图3中X部分的放大图。

图11是图3中的间隔件(省略覆膜)处于自然状态下的另一实施方式的结构示意图。

图12是图11中的间隔件处于压缩状态下的结构示意图。

图13是图3中的锚定组件的结构示意图。

图14是图3中的收线器的结构示意图。

图15是图14中的收线器与收紧线配合后沿XV-XV剖切的结构示意图。

图16是图14中的收线器(省略外壳)的结构示意图。

图17是图14中的收线器与调节工具组装后的部分剖视图。

图18是本发明实施方式提供的经导管心脏修复系统的部分结构示意图。

图19是本发明实施方式提供的的锚定装置与锚定组件组装后的结构示意图。

图20是图19的锚定装置与锚定组件分离的示意图。

图21是图19沿驱动管的中轴线剖切的剖视图。

图22是图18中的收紧线、锚定组件、锚定装置与输送鞘管组装后的结构示意图。

图23至图28是本发明实施方式提供的经导管心脏修复系统应用在二尖瓣瓣环成形术中的使用过程示意图；其中，图24是图23中XXIV部分的放大图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施方式中的附图，对本发明实施方式中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施方式仅仅是本发明的一部分实施方式，而不是全部的实施方式。基于本发明中的实施方式，本领域普通技术人员在没有付出创造性劳动前提下所获得的所有其它实施方式，都属于本发明保护的范围。

此外，以下各实施方式的说明是参考附加的图示，用以例示本发明可用以实施的特定实施方式。本发明中所提到的方向用语，例如，“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“内”、“外”、“侧面”等，仅是参考附加图式的方向，因此，使用的方向用语是为了更好、更清楚地说明及理解本发明，而不是指示或暗指所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

方位定义：为了描述清晰，以下将手术过程中，靠近操作者的一端称为“近端”，将远离操作者的一端称为“远端”。“部件A”的中轴线指的是“部件A”的几何中心线。“部件A”与“部件B”的连接可以是“部件A”与“部件B”直接接触连接，也可以“部件A”与“部件B”通过“部件C”间接连接。上述定义只是为了表述方便，并不能理解为对本发明的限制。

值得注意的是，无论“近端”、“远端”、“一端”、“另一端”、“第一端”、“第二端”、“初始端”、“末端”、“两端”、“自由端”、“上端”、“下端”等词语中所出现的“端”，并不仅限于端头、端点或端面，也包括自端头、端点、或端面在端头、端点、或端面所属元件上延伸一段轴向距离和/或径向距离的部位。

请参阅图2和图3，本发明实施方式提供了一种可加速内皮化的植入物100，可应用于瓣环成形术或心室减容术，其可植入并留存在二尖瓣瓣环1、三尖瓣瓣环、左心室壁或者右心室壁等心脏组织上，以直接缩小瓣环或者通过缩窄心室使心室减容达到缩小瓣环的目的，从而实现对二尖瓣反流或三尖瓣反流的治疗。另外，对左心室进行减容也可以治疗缺血性心力衰竭。需要说明的是，植入物100植入瓣环或心室壁后一般呈C型或环状。在图2和图3的示例中，心脏组织为二尖瓣瓣环1，为使图示更为直观，二尖瓣瓣环1以直线型示意。为方便描述，下文以心脏组织为二尖瓣瓣环1，植入物100植入并留存在二尖瓣瓣环1上以缩小二尖瓣瓣环1，实现对二尖瓣反流的治疗为例进行具体的说明。

具体地，植入物100包括多个锚定组件10、多个间隔件20以及收紧线30。锚定组件10用于锚入心脏组织(即二尖瓣瓣环1)。间隔件20在其轴向上具有弹性。多个锚定组件10与多个间隔件20交替穿装于收紧线30上，收紧线30的远端与用于锚入心脏组织的第一个锚定组件10(如图2中的锚定组件10a)连接。在本发明中，间隔件20沿其轴向穿装于收紧线30上。“第一个锚定组件10”指的是多个锚定组件10中按照时间顺序首先输送至心脏组织的锚定组件10，“最后一个锚定组件10”指的是多个锚定组件10中按照时间顺序最后输送至心脏组织的锚定组件10，“第二个锚定组件10”“第三个锚定组件10”等可作类似理解；同理，后文关于“第一个间隔件20”、“第二个间隔件20”、“最后一个间隔件20”等描述可作类似理解。

上述植入物100，当其第一个锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1时，其他锚定组件10与多个间隔件20可沿与第一个锚定组件10连接的收紧线30输送至二尖瓣瓣环1处。当每个锚定组件10都锚入二尖瓣瓣环1后，通过收紧收紧线30，可使交替分布的间隔件20以及锚定组件10沿收紧线30相互靠近，通过缩小多个锚定组件10之间的间距进而对二尖瓣瓣环1进行缩环以减轻血液反流。由于每一个间隔件20在其轴向上具有弹性，每一个间隔件20被与其相邻的两个锚定组件10挤压而沿轴向压缩，使每一个间隔件20沿轴向的端面与其相邻的锚定组件10贴合，消除了锚定组件10与间隔件20之间的间隙，加速植入物100植入二尖瓣瓣环1后的内皮化，降低了手术后期的风险。

此外，这样的设计大大降低了对相邻锚定组件10植入时的间距的要求，相邻锚定组件10植入时的间距无需保证均匀，降低了操作难度，有利于提高手术效率。间隔件20可以防止收紧线30过度收紧导致相邻的两个锚定组件10之间的距离过短而损伤二尖瓣瓣环1，同时间隔件20可以起到缓冲作用，分散锚定组件10受到的牵拉力，保证锚定组件10锚入稳定。

在图2和图3的示例中，锚定组件10的数量仅示出三个，分别为锚定组件10a、锚定组件10b以及锚定组件10c；间隔件20的数量仅示出两个，分别为间隔件20a以及间隔件20b，通常锚定组件10的数量不止三个，间隔件20的数量不止两个。在实际应用中，锚定组件10的数量至少为三个，间隔件20的数量至少为两个，本发明对锚定组件10及间隔件20的数量不作具体的限定。

请参阅图2，锚定组件10a与收紧线30的远端连接，收紧线30的远端随锚定组件10a输送至二尖瓣瓣环1处；当锚定组件10a锚入二尖瓣瓣环1后，间隔件20a自收紧线30的近端穿入并沿收紧线30输送至二尖瓣瓣环1处；然后锚定组件10b自收紧线30的近端穿入并沿收紧线30输送并锚入二尖瓣瓣环1；同理，间隔件20b与锚定组件10c依次输送至二尖瓣瓣环1处，锚定组件10c再锚入二尖瓣瓣环1。然后，通过收紧收紧线30，锚入二尖瓣瓣环1的锚定组件10a、锚定组件10b以及锚定组件10c沿收紧线30相互靠近，就可对二尖瓣瓣环1进行缩环，以减轻二尖瓣反流。

请参阅图3，当收紧收紧线30时，锚定组件10a与锚定组件10b相互靠近而挤压间隔件20a，使得间隔件20a沿其轴向被压缩，间隔件20a沿其轴向的相对两端面分别与锚定组件10a及锚定组件10b贴合；锚定组件10b与锚定组件10c相互靠近而挤压间隔件20b，使得第二间隔件21沿其轴向被压缩，间隔件20b沿其轴向的相对两端面分别与锚定组件10b及锚定组件10c贴合。由此消除了锚定组件10与间隔件20之间的间隙，大大加快了内皮化的速度，降低手术后期的风险。

在一些实施方式中，间隔件20可以是压缩弹簧。当压缩弹簧沿其轴向被压缩时，压缩弹簧在其轴向上的相对两端面可分别与两个锚定组件10贴合，从而就可消除压缩弹簧与锚定组件10之间的间隙，以减少植入物100内皮化的时间。

请一并参阅图3至图12，在一些实施方式中，间隔件20在其径向上还具有弹性，间隔件20沿其轴向被压缩时，间隔件20沿其径向扩张使间隔件20的外周面与心脏组织(即二尖瓣瓣环1)贴合。可以理解，由于人工操作等不可抗因素，所有锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1的深度无法确保全部相同，当收紧收紧线30而对二尖瓣瓣环1进行缩环时，导致部分间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1之间的接触面积较小或无接触，这不利于植入物100的内皮化。在该实施方式中，由于间隔件20在其径向上具有弹性，当收紧收紧线30而对二尖瓣瓣环1进行缩环时，间隔件20在沿其轴向被压缩的同时沿其径向扩张，使得间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1之间具有较大的接触面积，进一步缩短了内皮化的时间，降低手术后期的风险。

具体地，间隔件20包括主体部21，主体部21具有轴向内腔211，主体部21采用形状记忆材料制成。主体部21沿其轴向被压缩使主体部21沿其径向扩张。可以理解，间隔件20的轴向与其主体部21的轴向相同，轴向内腔211沿主体部21的轴向贯穿其相对两端面，收紧线30可穿过主体部21的轴向内腔211从而将间隔件20穿装于收紧线30上。这样，当间隔件20沿其轴向被压缩时，即主体部21沿其轴向被压缩而沿其径向扩张，使得间隔件20沿其轴向的端面与其相邻的锚定组件10贴合，同时由于主体部21采用形状记忆材料制成的，主体部21可适应不同结构组织的形状而形变，使得间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1之间具有更大的接触面积，更进一步缩短了内皮化的时间。可选地，形状记忆材料可以是Ti-Ni系形状记忆合金、铜基系形状记忆合金、铁基系形状记忆合金、形状记忆聚合物等，例如镍钛合金，本发明对此不作任何限定。

请参阅图4和图11，在一些实施方式中，在自然状态下，主体部21的径向尺寸沿其轴向由中部向两端逐渐减小，换言之，主体部21在其轴向上的中部位置的径向尺寸A1最大。这样，当主体部21沿其轴向被压缩时，主体部21只会沿其径向外部扩张，而不会向内部挤压，保证间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1(如图3所示)之间能稳定地接触。而且，这样的主体部21受力均匀，便于形变。需要说明的是，自然状态指的是，主体部21未受到任何外力作用，即主体部21没有发生形变的状态。

在图4和图11的示例中，当主体部21处于自然状态时，主体部21为椭圆柱体。可以理解，主体部21也可为椭球体。在其他实施方式中，主体部21也可为细长水滴体，也即是说，当主体部21在自然状态下时，主体部21的径向尺寸两端小，中间大，最大径向尺寸偏离轴向的中部位置。

请参阅图3至图12，在一些实施方式中，间隔件20还包括两个固定件22，固定件22沿其轴向设有过线孔221，两个固定件22分别设于主体部21的轴向两端，过线孔221连通轴向内腔211。可以理解，当在收紧线30上穿装间隔件20时，收紧线30依次穿过一个固定件22的过线孔221、主体部21的轴向内腔211以及另一个固定件22的过线孔221。当收紧收紧线30时，与间隔件20相邻的两个锚定组件10相互靠近而抵压两个固定件22，两个固定件22沿主体部21的轴向相互靠近，主体部21被轴向压缩。固定件22的设计，保证主体部21能均匀受力，有利于主体部21形变。

请参阅图3至图6，在一些实施方式中，间隔件20还包括刚性件23，刚性件23沿其轴向设有穿线孔231，刚性件23收容于轴向内腔211中且位于两个固定件22之间，穿线孔231连通过线孔221。当主体部21处于自然状态时，刚性件23至少与一固定件22之间沿轴向存在间距。这样，收紧线30沿主体部21的轴向穿过一个固定件22的过线孔221而穿入轴向内腔211中，再穿过穿线孔231自另一个固定件22的过线孔221穿出，就可将间隔件20穿装于收紧线30上。当主体部21处于自然状态时，刚性件23至少与一固定件22之间沿轴向存在间距的设计，保证当收紧收紧线30时，主体部21能沿其轴向被压缩。

可以理解，当间隔件20受到轴向作用力时，两个固定件22沿主体部21的轴向相互靠近而抵压刚性件23，主体部21被轴向压缩，刚性件23能限制主体部21的轴向压缩量，从而避免主体部21被过度压缩而挤扁，导致主体部21径向失去弹力。另外，当刚性件23收容于轴向内腔211中时，其可不受限制的活动。在一些示例中，刚性件23为钢管，其内径小于固定件22的外径，其外径大于固定件22的内径，这样当间隔件20受到过大的轴向作用力时，可保证刚性件23始终位于主体部21的轴向内腔211中，且固定件22能稳定地抵压刚性件23。

请参阅图3至图10，在一些实施方式中，主体部21为网状结构，固定件22包括轴向套设的外套管222及内套管223，所述网状结构的自由端挤压收容于外套管222和内套管223之间。可以理解，网状结构的主体部21具有高弹性和良好的柔顺性，便于形变，这样当主体部21沿径向扩张时，有利于间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1更好地接触而贴合，进一步增大了间隔件20的外周面与二尖瓣瓣环1的接触面积，进一步缩短了内皮化时间。

具体地，主体部21采用多根镍钛丝编织成网状结构，经热处理后定型，外观呈椭圆柱体。当主体部21热定型时，其轴向两端(即自由端)的镍钛丝向主体部21的轴向内腔211翻折聚合，两端的镍钛丝分别挤压收容于一个固定件22的外套管222和内套管223之间。以其中一端的镍钛丝为例，将其中一端的镍钛丝翻折收拢到一个固定件22的外套管222的管腔224中，然后将内套管223通过过盈挤压的方式沿主体部21的轴向挤压入管腔224中，该端镍钛丝通过其与外套管222及内套管223之间的摩擦力进行固定，从而该端镍钛丝被挤压收容在外套管222的内壁与内套管223的外壁之间。

在该实施方式中，内套管223的管腔即为固定件22的过线孔221，也即是说，当在收紧线30上穿装间隔件20时，收紧线30依次穿过一个固定件22的内套管223的管腔，主体部21的轴向内腔211以及另一个固定件22的内套管223的管腔。外套管222及内套管223的材质均为SUS316Lvm，即二者均为不锈钢管。在其他实施方式中，外套管222及内套管223的材质也可是其他材质，本发明对此不作具体地限定。

另外，由于主体部21轴向两端(即自由端)的镍钛丝向主体部21的轴向内腔翻折聚合，固定件22整体位于主体部21的轴向内腔211中，间隔件20沿轴向的两端面为网状的镍钛丝，镍钛丝具有良好的弹力。当间隔件20被轴向压缩时，间隔件20沿轴向的两端面更好地贴合与其相邻的锚定组件10。

请参阅图11和图12，在一些实施方式中，主体部21包括多根间隔分布的支撑条212，固定件22为固定管，多根支撑条212围绕固定管22的周向布置。可以理解，在自然状态下，每一支撑条212的中部沿间隔件20的径向向外突出，使得主体部21在其径向上的中部尺寸A1大于其端部尺寸。这样，当间隔件20沿其轴向被挤压时，支撑条212会沿主体部21的径向向外部扩张，有利于间隔件20的外周面与心脏组织(即二尖瓣瓣环1)接触而贴合。另外，由于支撑条212本身的宽度以及厚度比较小，当间隔件20与二尖瓣瓣环1接触而使支撑条212受到径向压力时，支撑条212也能够发生形变而与二尖瓣瓣环1贴合，增大间隔件20与二尖瓣瓣环1的接触面积，有利于进一步缩短内皮化的时间。在图11的示例中，在自然状态下，主体部21呈椭圆柱体。

在一些实施方式中，间隔件20的主体部21及两个固定件22可以采用一根由形状记忆材料制成的管体制成，例如镍钛管。具体地，可对一整段镍钛管进行切割加工，然后将其放置在特定的模具中热定型而成。

请参阅图5和图6，在一些实施方式中，间隔件20还包括覆膜24，覆膜24具有弹性，覆膜24包覆于主体部21的外部且与主体部21固定连接。可以理解，由于覆膜24具有弹性，当主体部21沿其轴向被压缩而沿其径向扩张时，包覆在主体部21外部的覆膜24能与形变后的主体部21相适应。覆膜24起到保护的作用，避免主体部21与二尖瓣瓣环1发生摩擦而对二尖瓣瓣环1造成损伤。

在图6的示例中，覆膜24可与呈网状结构的主体部21通过缝线缝合的方式固定连接在一起。可选地，覆膜24采用生物相容性良好的高分子材料制成，例如PET(PolyethyleneGlycol Terephthalate，聚对苯二甲酸乙二醇酯)、PTFE(Poly tetra Fluoroethylene，聚四氟乙烯)等，本发明对此不作限定。当然，由多根支撑条212(如图11所示)围设而成的主体部21也可包覆有覆膜24。

在图3的示例中，当收紧收紧线30时，间隔件20a被锚定组件10a与锚定组件10b挤压，其轴向上的相对两端面分别与锚定组件10a及锚定组件10b贴合，与此同时，其径向尺寸变大而与二尖瓣瓣环1贴合；间隔件20b被锚定组件10b与锚定组件10c挤压，其轴向上的相对两端面分别与锚定组件10b及锚定组件10c贴合，与此同时，其径向尺寸变大而与二尖瓣瓣环1贴合。这样，锚定组件10a、间隔件20a、锚定组件10b、间隔件20b、锚定组件10c以及二尖瓣瓣环1在位置关系上就连接在一起了。

需要说明的是，当锚定组件10植入到二尖瓣瓣环1中时，收紧线30的牵引力要小于锚定组件10对二尖瓣瓣环1的锚定力，这样收紧收紧线30时，锚定组件10不会脱离二尖瓣瓣环1，保证植入物100能稳定地对二尖瓣瓣环1进行缩环。除了收紧线30的牵引力外，二尖瓣瓣环1收缩的量还取决于二尖瓣瓣环1本身的组织硬度。可以理解，二尖瓣瓣环1的不同位置处的组织硬度不同，其中，前三角区和后三角区的硬度最硬。如图3所示，当锚定组件10a与锚定组件10b之间的瓣环组织较软时，锚定组件10b和锚定组件10c之间的瓣环组织较硬时，收紧收紧线30以缩小二尖瓣瓣环1，此时锚定组件10a与锚定组件10b之间的瓣环组织收缩量大于锚定组件10b和锚定组件10c之间的瓣环组织收缩量，换言之，锚定组件10a和锚定组件10b之间的间距小于锚定组件10b和锚定组件10c之间的间距。

如图7及图8所示，锚定组件10a与锚定组件10b挤压间隔件20a，由于锚定组件10a与锚定组件10b之间的瓣环组织收缩量较大，间隔件20a被完全压缩(如图7所示的间隔件20)，其主体部21不能再沿其轴向压缩，间隔件20a在其轴向上为刚性。如图9及图10所示，锚定组件10b与锚定组件10c挤压间隔件20b，由于锚定组件10b和锚定组件10c之间的瓣环组织收缩量较小，间隔件20b未被完全压缩(如图8所示的间隔件20)，其主体部21还能沿其轴向继续压缩，间隔件20b在其轴向上仍具有弹性。可以理解，间隔件20a在其轴向上的中部位置的径向尺寸大于间隔件20b在其轴向上的中部位置的径向尺寸。

若此时二尖瓣反流仍较为严重，需继续收紧收紧线30进行缩环，每个锚定组件10受到收紧线30的牵拉力增大，继续压缩间隔件20a和间隔件20b。由于间隔件20a呈刚性无法继续压缩，锚定组件10a与锚定组件10b受到的牵拉力就会分散到其余的锚定组件10上，如锚定组件10c，从而锚定组件10b和锚定组件10c之间的间距将会继续被缩小，间隔件20b会被进一步压缩，直到对二尖瓣瓣环1的缩环达到理想效果，即二尖瓣反流减弱或者消失。

当锚定组件10的数量超过三个，间隔件20的数量超过两个时，若间隔件20b被完全压缩而呈刚性时，对二尖瓣瓣环1的缩环仍未达到理想效果，可继续拉紧收紧线30，牵拉力继续增大，锚定组件10b和锚定组件10c受到的牵拉力就会部分传递到下一个锚定组件10上，以对下一个间隔件20进一步压缩，以此类推直至二尖瓣反流减弱或者消失。

因此，通过本实施方式的植入物100对二尖瓣瓣环1进行缩环时，每个锚定组件10受到收紧线30的牵拉力大致相同，但是由于锚定组件10植入在二尖瓣瓣环1的不同位置，且二尖瓣瓣环1本身各个位置的组织软硬不一，在瓣环组织硬度较软的地方，其收缩的量较大，相邻两个锚定组件10之间的间隔件20的轴向压缩量较多；在瓣环组织硬度较硬的地方，其收缩的量较小，相邻两个锚定组件10之间的间隔件20受到的挤压力较小，其轴向压缩量较少。相较瓣环组织较硬处的间隔件20，瓣环组织较软处的间隔件20更容易被完全压缩而呈刚性，其相邻的两个锚定组件10可将多余的牵拉力分散到其他锚定组件10，以便于其他间隔件20的进一步压缩变形，达到缩环的理想效果。由于间隔件20本身的轴向长度长且其可沿径向扩张，在植入在二尖瓣瓣环1的植入物100中，间隔件20与和其相邻的两个锚定组件10以及二尖瓣瓣环1均有较大的接触面积，尽可能消除了间隙，这有利于植入物100更好、更快地完成内皮化。

请一并参阅图2、图3以及图13，在一些实施方式中，锚定组件10包括锚钉11及设于锚钉11上的穿线结构12，收紧线30的远端与用于锚入心脏组织(即二尖瓣瓣环1)的第一个锚定组件(如图2中锚定组件10a)的穿线结构12连接，收紧线30的其他部分滑动穿过用于锚入心脏组织的其他锚定组件10的穿线结构12。

在图13的示例中，锚钉11包括钉座111及固定连接于钉座111远端的螺旋钉112。钉座111用于与外部器械连接，以便将锚定组件10输送至二尖瓣瓣环1(如图2所示)处。螺旋钉112用于锚入二尖瓣瓣环1等心脏组织。具体地，螺旋钉112的远端的尖端可刺入二尖瓣瓣环1，通过转动钉座111带动螺旋钉112转动而锚入二尖瓣瓣环1。虽然本文的锚钉11锚入心脏组织的部分以螺旋钉示例，但是在其他实施方式中，可以是具有使锚钉11能够与心脏组织接合并基本上固定到心脏组织的另一种合适的构造，例如但不限于倒钩，钩子，尖齿等。

收紧线30的远端可以通过包括但不限于打结、缠绕、焊接、粘接、卡接等方式，实现与用于锚入心脏组织的第一个锚定组件(如图2所示的锚定组件10a)的穿线结构12的连接。

在一些实施方式中，穿线结构12包括穿线环121和连接件122，连接件122活动套设于锚钉11上，穿线环121活动连接连接件122，穿线环121用于连接收紧线30(如图2所示)。优选地，连接件122套设于钉座111上，可相对钉座111的中轴线转动。由于连接件122可相对钉座111的中轴线转动，当螺旋钉112随钉座111转动而锚入二尖瓣瓣环1(如图2所示)中时，可避免穿过穿线环121的收紧线30随钉座111转动而缠绕锚钉11，进而影响锚钉11锚入二尖瓣瓣环1中。同时由于连接件122可绕钉座111的中轴线转动，且穿线环121可相对连接件122活动，因此多个锚入二尖瓣瓣环1的锚定组件10分别通过穿线环121连接收紧线30后，当收紧线30收紧时锚定组件10的穿线环121可在收紧线30的牵拉力的作用下运动到配合收紧线30收紧后的状态，每一锚定组件10的穿线环121可运动使其穿线方向沿着二尖瓣瓣环1的周向，进而大大减小了收紧线30在收紧过程中的阻力，收紧线30不存在弯折的情况且收紧稳定顺畅，从而能够保证缩环的稳定性，缩环的效果良好。再者，由于收紧线30在收紧方向上所受阻力大大减小，牵拉力减小且牵拉力分布在每个锚定组件10上的作用力更加均匀，使得每个锚定组件10所受牵拉力大大减小，减小了每一锚定组件10对二尖瓣瓣环1的作用力，降低了二尖瓣瓣环1受到损伤的风险，同时避免出现单个锚定组件10所受牵拉力占比较大的情况，降低了锚定组件10脱落的风险，植入更安全。

在其他实施方式中，穿线结构12可以是一个活动套设于锚钉11上的穿线环121。优选地，穿线环121活动套设于锚钉11的钉座111上；当然，穿线环121也可以活动套设于锚钉11的螺旋钉112上，保证穿线环121不从锚钉11上掉落即可。穿线结构12还可以是设于钉座111上的穿孔，穿孔的中轴线与钉座111的中轴线垂直，锚定组件10通过穿孔穿装于收紧线30上。

请一并参阅图3以及图14至图17，在一些实施方式中，植入物100还包括收线器40，收线器40包括壳体41及可转动地设于壳体41内的绕线轴42。收紧线30活动穿过壳体41及绕线轴42，绕线轴42相对于壳体41转动以卷绕收紧线30。绕线轴42停止转动时，收紧线30被锁紧于绕线轴42与壳体41之间的径向空间43内。

由此，当多个锚定组件10依次植入二尖瓣瓣环1后，多个锚定组件10及多个间隔件20交替穿装于收紧线30上，此时可将收紧线30穿过壳体41及绕线轴42，使收线器40活动穿装于收紧线30上，收线器40沿收紧线30输送至二尖瓣瓣环1处，与最后一个锚定组件10或最后一个间隔件20接触。通过控制绕线轴42相对壳体41转动可卷绕收紧线30，使得收紧线30不断收紧而对二尖瓣瓣环1进行缩环，直至二尖瓣反流减弱或者消失即可停止转动绕线轴42，此时收紧线30被锁紧于绕线轴42与壳体41之间的径向空间43内，收紧线30在二尖瓣瓣环1上保持一定的长度。可以理解，通过收线器40卷绕锁定收紧线30对二尖瓣瓣环1的进行缩环，收紧线30的锁紧效果好。而且，若经过一段时间，患者的二尖瓣瓣环1又出现扩大导致反流复发，可直接控制收线器40进一步卷绕收紧线30缩小瓣环以使反流减弱或者消失，避免二次手术对患者造成较大的伤害。收线器40可采用316L不锈钢制成，或者其他具有生物相容性的材料制成，本发明对此不作限定。

需要说明的是，收紧线30在绕线轴42上至少卷绕三圈，每圈收紧线30之间的摩擦力可抵消二尖瓣瓣叶活动产生的拉力，保证收紧线30不被拉动。

请参阅图16和图17，收线器40还包括限位柱44、止转轮45和弹性件46。壳体41包括底壳411和外壳412，外壳412的近端及远端均开口，底壳411固定连接于外壳412的远端，形成安装空间413。安装空间413用于收容绕线轴42、限位柱44、止转轮45及弹性件46。绕线轴42沿其径向设有通孔421，外壳412在绕线轴42的两侧设有两个线孔4121，两个线孔4121均连通绕线轴42的通孔421。将收线器40穿装于收紧线30上时，收紧线30先自一个线孔4121穿入壳体41的安装空间413中，然后穿过绕线轴42的通孔421，再从另一个线孔4121穿出壳体41。优选地，两个线孔4121的中轴线与通孔421的中轴线处于同一平面，可转动绕线轴42使通孔421的中轴线与两个线孔4121的中轴线共线，这样有利于收紧线30顺畅地穿过两个线孔4121及通孔421。限位柱44的远端与底壳411固定连接，止转轮45套设于限位柱44上，可沿限位柱44轴向移动。止转轮45的近端面沿周向环设若干第一斜齿451，绕线轴42的远端面沿周向环设若干第二斜齿422，绕线轴42套设于限位柱44上，使第二斜齿422可与第一斜齿451配合单向转动。弹性件46位于止转轮45与底壳411之间，一端抵持底壳411，一端抵持止转轮45，弹性件46用于向止转轮45提供弹力，使得止转轮45的第一斜齿451贴合绕线轴42的第二斜齿422。当绕线轴42正转时，第二斜齿422在第一斜齿451上打滑使止转轮45向远端移动，当绕线轴42相对止转轮45转过一个斜齿的角度后，止转轮45受到弹性件46给予的弹力后会向近端移动，使得第一斜齿451和第二斜齿422重新贴合，绕线轴42可继续相对止动轮45转动。当要反向转动绕线轴42时，第二斜齿422无法使止转轮45向远端移动，第二斜齿422无法越过任何一个第一斜齿451导致绕线轴42无法反转。因此，当绕线轴42停止转动时，收紧线30能被锁紧于绕线轴42与壳体41之间的径向空间43内。需要说明的是，图示实施方式中，径向空间43指的是绕线轴42与外壳412合围形成的空间，径向空间43为安装空间413的一部分。

绕线轴42远端面还设有一与限位柱44的近端配合的凹槽423，限位柱44的近端面与绕线轴42的远端面接触，与外壳412的近端共同限制绕线轴42在安装空间413中的轴向位移，使得绕线轴42只能转动。止转轮45近端还设有限位凸台452，外壳412远端设有限位槽，限位凸台452卡设于限位槽中，可以限制止转轮45发生转动，使止转轮45只能沿限位柱44的轴向移动。

在其他实施方式中，如图2所示，在二尖瓣瓣环1植入多个锚定组件10及间隔件20后，牵拉收紧线30进行缩环，使二尖瓣反流减弱或消失后，可沿收紧线30送入锁钉(图中未示)对收紧后的收紧线30进行锁结，使收紧线30保持收紧后的状态，收紧线30多余的部分可裁剪取出。

请一并参阅图2、图3以及图18至图21，本发明实施方式还提供了一种经导管心脏修复系统1000，其包括输送装置200、锚定装置300及上述植入物100。输送装置200包括输送鞘管201，锚定装置300活动穿装于输送鞘管201的内腔2011中，锚定组件10穿装于输送鞘管201的远端内腔中，锚定组件10与锚定装置300的远端可拆卸连接。输送鞘管201用于将锚定组件10输送至心脏组织(即二尖瓣瓣环1)处，锚定装置300用于驱动锚定组件10锚入心脏组织。

可以理解，在将锚定组件10输送二尖瓣瓣环1处时，需先将锚定装置300及锚定组件10穿装于输送鞘管201的内腔2011中。具体地，可先将锚定装置300的远端沿输送鞘管201的内腔2011自输送鞘管201的远端穿出，然后将锚定组件10与锚定装置300连接，朝近端后撤锚定装置300，直至锚定组件10穿装于输送鞘管201的远端内腔中。之后推送输送鞘管201将锚定装置300及锚定组件10输送至二尖瓣瓣环1处，通过锚定装置300驱动锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1。需要说明的是，输送鞘管201的内腔2011沿输送鞘管201的轴向贯穿其相对两端面，远端内腔指的是内腔2011位于输送鞘管201远端的空间。

请参阅图19至图21，在一些实施方式中，锚定装置300包括驱动管301及穿装于驱动管301中的连接杆302，锚定组件10的近端设有第一连接部113，驱动管301的远端设有与第一连接部113可拆卸连接的第二连接部303，连接杆302沿驱动管301的轴向穿设于配合连接的第一连接部1013及第二连接部303中以保持驱动管301与锚定组件10之间的连接，驱动管301用于驱动锚定组件10锚入心脏组织(即如图3所示的二尖瓣瓣环1)。这样，通过穿设于第一连接部113及第二连接部303中的连接杆302可保持驱动管301与锚定组件10之间的连接，朝近端后撤连接杆302，就可解除驱动管301与锚定组件10之间的连接，操作简单，便于拆装。

具体地，第一连接部113为凸设于锚钉11的钉座111近端的S型卡扣，第二连接部303为凸设于驱动管301远端的S型卡扣，两个S型卡扣可对应扣合。当第一连接部113与第二连接部303对应扣合后，连接杆302沿驱动管301的轴向穿过第一连接部113及第二连接部303与钉座111抵压，通过连接杆302就可保持第一连接部113与第二连接部303之间的扣合，从而锚定组件10与锚定装置300保持连接。此时，通过转动驱动管301就可带动锚钉11转动而锚入二尖瓣瓣环1(如图3所示)，即锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1。然后，朝近端后撤连接杆302，直至连接杆302不再穿过第一连接部113与第二连接部303的连接位置，此时，后撤驱动管301即可解除锚定装置300与锚定组件10的连接。在本实施方式中，驱动管301及连接杆302均采用不锈钢304V制成，当然也可以由其他材质制成，本发明对此不作限定。

请参阅图22，在一些实施方式中，输送鞘管201的管壁设有连通其内腔2011的通槽2012，通槽2012呈一字型并沿输送鞘管201的轴向延伸至输送鞘管201的远端端部，即通槽2012在输送鞘管201的远端端部具有开口。当锚定装置300自输送鞘管201的远端穿出而与锚定组件10连接后，朝近端后撤锚定装置300，锚定组件10的穿线环121随锚定装置300的后撤穿入通槽2012中，并沿通槽2012朝近端移动，直至锚定组件10随锚定装置300穿装于输送鞘管201的内腔2011中。

可以理解，穿线环121自通槽2012露于输送鞘管201的外部，这样的设计，便于收紧线30穿过，便于将锚定组件10穿装于收紧线30上；而且，由于收紧线30位于输送鞘管201的外部，在锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1(如图3所示)的过程中，这可防止收紧线30缠绕锚钉11，避免影响锚定组件10的锚入。优选地，通槽2012的开口处设有倒角或倒圆角，这有利于锚定组件10穿入通槽2012中，便于装配，有利于提高手术效率。

进一步地，输送鞘管201的远端还设有止挡件2013，止挡件2013用于关闭或打开通槽2012在输送鞘管201的远端端部的开口。在穿装锚定组件10时，操作止挡件2013打开通槽2012的开口，使得锚定组件10的穿线环121可自开口进入通槽2012中。当锚定组件10穿装于输送鞘管201的内腔2011中后，操作止挡件2013关闭通槽2012的开口，避免位于输送鞘管201外部的收紧线30自通槽2012掉入输送鞘管201的内腔2011中而与锚钉11(如图21所示)发生缠绕。同时，锚定组件10的穿线环121无法自通槽2012的开口滑出，也能防止锚定组件10在输送过程中脱离输送鞘管201。

请参阅图18，在一些实施方式中，输送装置200还包括输送线202，输送线202的远端与收紧线30的近端连接。这样，可以采用长度足够长的输送线202，对应地，可采用长度较短的收紧线30，在收紧线30被锁紧后，无需裁剪收紧线30。输送线202与收紧线30连接，当与收紧线30的远端连接的第一个锚定组件10输送至二尖瓣瓣环1处后，输送线202可延伸至人体体外。后续植入的锚定组件10、间隔件20、收线器40可自体外通过输送线202滑动穿装于收紧线30上。当植入物100植入并留存在二尖瓣瓣环1处后，输送线202可解除与收紧线30的连接，输送线202可自人体内取出。

需要说明的是，收紧线30具有一定轴向长度且具有柔性，收紧线30的径向截面形状可以是圆形、扁圆形、矩形、方形或其他形状等；同样，输送线202也具有一定轴向长度且具有柔性，输送线202的径向截面形状也可以是圆形、扁圆形、矩形、方形或其他形状等；本发明对收紧线30及输送线202的径向截面形状不作具体的限定。当输送装置200省去输送线202时，收紧线30的长度足够长可延伸至患者体外。收紧线30收紧完成缩环后，无论收紧线30是通过收线器40锁定保持收紧的状态还是通过锁钉(图中未示)锁定保持收紧的状态，均需对多余的收紧线30进行裁剪取出。

请参阅图18，在一些实施方式中，经导管心脏修复系统1000还包括导引鞘管500。导引鞘管500用于建立从患者体外到二尖瓣瓣环1(如图23所示)的介入通道，输送鞘管201可通过导引鞘管500输送锚定组件10及间隔件20(如图26所示)至二尖瓣瓣环1处。在图18的示例中，经导管心脏修复系统1000包括两个导引鞘管500，分别为第一导引鞘管501及穿装于第一导引鞘管501中的第二导引鞘管502，第二导引鞘管502可自第一导引鞘管501的远端伸出并贴合在二尖瓣瓣环1上，进而建立从人体体外到二尖瓣瓣环1的介入通道。优选地，第一导引鞘管501及第二导引鞘管502均为可调弯鞘管，这样更好调节导引鞘管500远端的弯曲角度及方向，进而有利于将导引鞘管500的远端调整至贴合二尖瓣瓣环1的角度。当然，在其他实施方式中，也可以只采用一个可调弯的导引鞘管500。可调弯的鞘管为现有技术中介入手术常用的导引装置，在此不作赘述。

请参阅图18和图26，在一些实施方式中，经导管心脏修复系统1000还包括推送杆600，推送杆600的远端设有导引孔601，间隔件20穿装于输送线202上后，输送线202活动穿过导引孔601，推送杆600沿输送线202推送间隔件20进入导引鞘管500中，输送鞘管201活动穿装于导引鞘管500中以在导引鞘管500中推送间隔件20，以使间隔件20沿输送线202穿装于收紧线30上。

可以理解，如图26及图27所示，在二尖瓣瓣环1(如图3所示)植入第一个锚定组件10后，撤出输送鞘管201及锚定装置300，间隔件20可自体外穿装于输送线202上，输送线202的近端穿过推送杆600的导引孔601，推送杆600可将间隔件20沿输送线202推送至导引鞘管500中。然后，取出推送杆600，将装于输送鞘管201中的第二个锚定组件10通过其露于输送鞘管201外部的穿线环121穿装于输送线202上，输送鞘管201进一步穿装于导引鞘管500中，间隔件20位于输送鞘管201的远端一侧。由此，输送鞘管201在导引鞘管500中沿轴向向远端移动，即可沿输送线202将间隔件20及锚定组件10穿装于收紧线30上，并将间隔件20推送至二尖瓣瓣环1处，然后锚定装置300将第二个锚定组件10推出输送鞘管201并将第二个锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1，使得间隔件20位于两个锚定组件10之间。重复同样的步骤，依次将多个锚定组件10植入二尖瓣瓣环1，同时多个间隔件20依次穿插在每两个锚定组件10之间。

请参阅图17和图18，在一些实施方式中，经导管心脏修复系统1000还包括调节工具400，收线器40可拆卸连接于调节工具400的远端，调节工具400用于驱动收线器40将收紧线30(如图15所示)收紧。

具体地，调节工具400包括由外至内依次套设的外鞘管401、旋转管402以及螺纹杆403。外鞘管401与收线器40的壳体41连接以限制壳体41转动，旋转管402与绕线轴42的近端卡接，螺纹杆403与绕线轴42螺接而抵压旋转管402使旋转管402与绕线轴42保持连接。因此，通过转动旋转管402就可带动绕线轴42转动以卷绕收紧线30将收紧线30收紧。

在一些实施方式中，壳体41的外壳412设有卡槽4122，外鞘管401的远端设有与卡槽4122对应的卡爪4011，通过卡爪4011与卡槽4122的配合，外鞘管401与壳体41实现连接。绕线轴42的近端自外壳412的近端开口伸出，绕线轴42的近端沿其轴向设有螺纹孔424。旋转管402的内壁凸设有第一凸台4021，螺纹杆403的外壁凸设有第二凸台4031。旋转管402与绕线轴42卡接后，螺纹杆403与螺纹孔424螺接，即螺纹杆403与绕线轴42螺接，使第一凸台4021抵压于绕线轴42与第二凸台4031之间，旋转管402与绕线轴42保持连接。此时，外鞘管401限制壳体41转动，转动旋转管402就可带动螺纹杆403及绕线轴42同步转动，从而绕线轴42相对壳体41转动而卷绕收紧线30(如图15所示)而将收紧线30收紧。

请一并参阅图18以及图23至图28，以下以经导管心脏修复系统1000应用于二尖瓣瓣环成形术中为例，说明本发明实施方式的经导管心脏修复系统1000的使用过程及工作原理：

S1、如图23所示，通过穿刺装置(图中未示)经股静脉(图中未示)穿刺，再通过导丝(图中未示)建立经股静脉-下腔静脉2-右心房3-房间隔4-左心房5-二尖瓣瓣环1的轨道；将导引鞘管500沿导丝导入，直至导引鞘管500的远端沿导丝输送至二尖瓣瓣环1附近后，撤出导丝。

S2、如图24和图25所示，进行与收紧线30的远端连接的第一个锚定组件10(如图28所示的锚定组件10a)的植入。具体地，首先，将锚定装置300穿装于输送鞘管201中并自输送鞘管201的远端穿出与第一个锚定组件10连接；然后，朝近端后撤锚定装置300，带动第一个锚定组件10进入输送鞘管201中，此时，第一个锚定组件10的穿线环121自通槽2012露于输送鞘管201的外部，与穿线环121连接的收紧线30及与收紧线30连接的输送线202位于输送鞘管201的外部；接着，将输送鞘管201推入导引鞘管500中并沿导引鞘管500输送，直至第一个锚定组件10输送至二尖瓣瓣环1附近并到达预定的治疗位点；最后，转动驱动管301，以将第一个锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1。

S3、如图26和图27所示，植入第一个锚定组件10后，后撤锚定装置300及输送鞘管201至体外并进行第一个间隔件20(如图28所示的间隔件20a)及第二个锚定组件10(如图28所示的锚定组件10b)的植入。首先，在输送线202的近端穿装第一个间隔件20，将输送线202的近端穿过推送杆600的导引孔601(如图26中所示的L1方向)；然后，推送推送杆600直至将第一个间隔件20推送至导引鞘管500中(如图26中所示的L2方向)，朝近端后撤推送杆600与输送线202分离；接着，将输送线202近端穿过第二个锚定组件10的穿线环121(第二个锚定组件10已经与锚定装置300远端连接并位于输送鞘管201中)并在导引鞘管500中朝远端推送输送鞘管201(如图27中所示的L3方向)，通过输送鞘管201的推送将第一个间隔件20与第二个锚定组件10沿输送线202穿装于收紧线30上并输送至二尖瓣瓣环1(如图28所示)处；最后，将第二个锚定组件10锚入二尖瓣瓣环1。

S4、重复步骤S3，如图28所示，依次将其余的间隔件20和锚定组件10，从二尖瓣瓣环1的前三角区沿其后瓣环打入至后三角区(或者与其相反的方向)，使得锚定组件10和间隔件20交替均匀分布于二尖瓣瓣环1上，其中，每个间隔件20位于每两个锚定组件10之间。

S5、如图18和图28所示，在植入足够数量的锚定组件10和间隔件20后，朝近端撤出输送鞘管201及锚定装置300，利用收线器40进行卷绕并锁紧收紧线30以实现缩环。首先，将输送线202的近端穿过与调节工具400的远端连接的收线器40；然后，在导引鞘管500中，沿输送线202将收线器40穿装于收紧线30上，并输送至收紧线30上的最后一个锚定组件10或者最后一个间隔件20附近；转动调节工具400的旋转管402以带动绕线轴42转动，使得收紧线30卷绕于绕线轴42上而收紧，直至二尖瓣反流减弱或者消失并停止转动旋转管402，此时，由于收线器40的止转轮45的止转作用，收紧线30锁紧于绕线轴42与壳体41之间的径向空间43内，收紧线30在二尖瓣瓣环1上保持一定的长度；最后，解除调节工具400与收线器40的连接及输送线202与收紧线30的连接，将调节工具400、输送线202及导引鞘管500自体内撤出，收线器40随收紧线30留存在二尖瓣瓣环1处，实现缩环以使二尖瓣反流减弱或者消失的治疗目标。

应当理解，植入物100除了直接植入在心房侧的瓣环(二尖瓣瓣环1、三尖瓣瓣环)上，还可以植入在瓣环下，即植入物100还可以植入在二尖瓣瓣环下的左心室壁或三尖瓣瓣环下的右心室壁。其中，植入物100植入在左心室壁上尤其适用于治疗左心室功能异常导致的心脏衰竭以及功能性二尖瓣反流。导引鞘管500可以从股动脉穿刺，逆行通过主动脉瓣进入左心室，通过输送装置200及锚定装置300将植入物100植入在左心室壁上，收紧线30收紧后直接抑制左心室扩张而达到缩小二尖瓣瓣环的目的，这种环下成形可以保留二尖瓣的自然结构。也即是说，本发明的经导管心脏修复系统1000除了用于在瓣环成形术中收缩瓣环，还可用于在心室减容术中减小心室容积，其具体的使用过程与上述二尖瓣瓣环成形术的使用过程基本类似，在此不作赘述。

在本说明书的描述中，参考术语“一些实施方式”、“示意性实施方式”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施方式或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施方式或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施方式或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施方式或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本发明的实施方式，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施方式进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。

Claims (16)

1.一种可加速内皮化的植入物，其特征在于，包括：

多个锚定组件，所述锚定组件用于锚入心脏组织；

多个间隔件，所述间隔件在其轴向上具有弹性；以及

收紧线，所述多个锚定组件与所述多个间隔件交替穿装于所述收紧线上，所述收紧线的远端与用于锚入所述心脏组织的第一个所述锚定组件连接。

2.根据权利要求1所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件在其径向上还具有弹性，所述间隔件沿其轴向被压缩时，所述间隔件沿其径向扩张使所述间隔件的外周面与所述心脏组织贴合。

3.根据权利要求2所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件包括主体部，所述主体部具有轴向内腔，所述主体部采用形状记忆材料制成；

所述主体部沿其轴向被压缩使所述主体部沿其径向扩张。

4.根据权利要求3所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，在自然状态下，所述主体部的径向尺寸沿其轴向由中部向两端逐渐减小。

5.根据权利要求3所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件还包括两个固定件，所述固定件沿其轴向设有过线孔，两个所述固定件分别设于所述主体部的轴向两端，所述过线孔连通所述轴向内腔。

6.根据权利要求5所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件还包括刚性件，所述刚性件沿其轴向设有穿线孔，所述刚性件收容于所述轴向内腔中且位于所述两个固定件之间，所述穿线孔连通所述过线孔；

所述主体部处于自然状态时，所述刚性件至少与一所述固定件之间沿轴向存在间距。

7.根据权利要求5所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述主体部为网状结构，所述固定件包括轴向套设的外套管及内套管，所述网状结构的自由端挤压收容于所述外套管和所述内套管之间。

8.根据权利要求5所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述主体部包括多根间隔分布的支撑条，所述固定件为固定管，多根所述支撑条围绕所述固定管的周向布置。

9.根据权利要求3-8任一项所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件还包括覆膜，所述覆膜具有弹性，所述覆膜包覆于所述主体部的外部且与所述主体部固定连接。

10.根据权利要求1所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述间隔件为压缩弹簧。

11.根据权利要求1-8任一项所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述锚定组件包括锚钉及设于所述锚钉上的穿线结构，所述收紧线的远端与用于锚入所述心脏组织的第一个所述锚定组件的穿线结构连接，所述收紧线的其他部分滑动穿过用于锚入所述心脏组织的其他所述锚定组件的穿线结构。

12.根据权利要求1-8任一项所述的可加速内皮化的植入物，其特征在于，所述植入物还包括收线器，所述收线器包括壳体及可转动地设于所述壳体内的绕线轴，所述收紧线活动穿过所述壳体及所述绕线轴，所述绕线轴相对于所述壳体转动以卷绕所述收紧线，所述绕线轴停止转动时，所述收紧线被锁紧于所述绕线轴与所述壳体之间的径向空间内。

13.一种经导管心脏修复系统，其特征在于，所述经导管心脏修复系统包括输送装置、锚定装置及权利要求1-12任一项所述的可加速内皮化的植入物；

所述输送装置包括输送鞘管，所述锚定装置活动穿装于所述输送鞘管的内腔中，所述锚定组件穿装于所述输送鞘管的远端内腔中，所述锚定组件与所述锚定装置的远端可拆卸连接，所述输送鞘管用于将所述锚定组件输送至所述心脏组织处，所述锚定装置用于驱动所述锚定组件锚入所述心脏组织。

14.根据权利要求13所述的经导管心脏修复系统，其特征在于，所述锚定装置包括驱动管及穿装于所述驱动管中的连接杆，所述锚定组件的近端设有第一连接部，所述驱动管的远端设有与所述第一连接部可拆卸连接的第二连接部，所述连接杆沿所述驱动管的轴向穿设于配合连接的所述第一连接部及所述第二连接部中以保持所述驱动管与所述锚定组件之间的连接，所述驱动管用于驱动所述锚定组件锚入所述心脏组织。

15.根据权利要求13所述的经导管心脏修复系统，其特征在于，所述输送装置还包括输送线，所述输送线的远端与所述收紧线的近端连接。

16.根据权利要求15所述的经导管心脏修复系统，其特征在于，所述经导管心脏修复系统还包括导引鞘管及推送杆，所述推送杆的远端设有导引孔，所述间隔件穿装于所述输送线上后，所述输送线活动穿过所述导引孔，所述推送杆沿所述输送线推送所述间隔件进入所述导引鞘管中，所述输送鞘管活动穿装于所述导引鞘管中以在所述导引鞘管中推送所述间隔件，以使所述间隔件沿所述输送线穿装于所述收紧线上。

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