JP2009505731A - 四弁尖のステント挿入された僧帽弁心臓弁 - Google Patents

Abstract

４つの分離した柔軟な弁尖（３４ａ〜３４ｄ）を有する人工心臓僧帽弁（３０）。該心臓弁は、楕円形や「Ｄ形状」などの非円形であってもよい、支持枠（３２）を含む。該支持枠は、それぞれ柔軟な弁尖が取り付けられた４つの流入カスプおよび４つの流出横連合によって規定される波状の流出端を有してもよい。該支持枠は、波状のワイヤフォームと、その４つの弁尖を支えるための流出方向に突出した４つの片持ち梁柱（４０ａ〜４０ｄ）を有する構造を規定する周辺ステントを含んでもよい。該心臓弁は、弁輪に固定され、弁尖との乳頭筋結合がなくても独立型ユニットとして機能するように設計される。４つの弁尖は、１つの対が他方の対よりも小さく、２つの対向する対となるように配置されてもよい。大きい方の弁尖の対は、同一の大きさでもよく、また、異なった大きさでもよい。

Description

本発明は、概して、僧帽弁輪のための移植可能な人工心臓弁に関し、より具体的には、非円形流弁口を有する四弁尖の人工心臓弁に関する。

人工心臓弁が移植される最も一般的な場所は、左心室に付随する大動脈弁と僧帽弁であり、左心室は２つの心室のうち、より高い圧力を生じる。大動脈弁と僧帽弁の解剖学的構造は、極めて異なっており、前者は三対称／三弁尖構造であり、後者は２つの異なる弁尖を有する。大動脈弁輪は、カスプの変動の多い形状と生来の弁尖の横連合とを支える、実質的に円環を中心とする波状線維構造を規定する。その一方、僧帽弁輪は、心臓の中隔を隔てて大動脈弁の向かい側に、若干線維質の直線の前方面を有するが、弁輪の大部分を規定する後方面は、相対的に線維質ではなく、より筋質である。また、後方面は、僧帽弁輪が奇形の「Ｄ」形状を示すように、ほぼ卵形形状を有する。本発明は、特に僧帽弁輪への移植に好適な人工心臓弁に向けられる。

左心室（ＬＶ）とそれに付随する弁が、図１の前方−後方の面に沿った垂直断面図に示される。僧帽弁（ＭＶ）は左心房（ＬＡ）から左心室（ＬＶ）への流れを調整し、一方、大動脈弁（ＡＶ）は、左心室（ＬＶ）と上行大動脈（ＡＡ）との間で機能する。僧帽弁と大動脈弁とは両方とも、血流経路に延在する弁尖を含み、その周辺を各線維性の輪によって支えられる。考察の目的において、正常かつ健康な心臓の僧帽弁輪は、一般的に、僧帽弁（ＭＶ）を通過する平均血流方向（２０）（図１参照）に垂直に規定される僧帽弁輪平面（ＭＡＰ）に位置する。典型的な僧帽弁輪は三次元であり得るが、僧帽弁輪平面（ＭＡＰ）は弁輪の後方面を貫通して延在する基準面として用いられる。乳頭筋は、図示されていないが、左心室（ＬＶ）の内壁の下部に結合しており、腱索は、乳頭筋と、前方弁尖および後方弁尖の遊離端との間を懸架し結合する。

図２は、外科手術時に露出された左心房からの僧帽弁（ＭＶ）の平面図を示し、図２Ａは、一般的に確認されている特徴を図式的に示す。僧帽弁輪の前方面は「心臓骨格」の一部を形成し、前側方側（ＡＬＴ）と前内側方（ＰＭＴ）線維性三角部を含む。僧帽弁（ＭＶ）は、前方弁尖Ａと、恊働または接合する後方弁尖（３つのカスプＰ_１、Ｐ_２、Ｐ_３に分けられる）を有する二尖弁である。前側方側（ＡＬＴ）と前内側方（ＰＭＴ）三角部は、前方弁尖Ａと、後方弁尖の第一と第三のカスプ（それぞれＰ_１、Ｐ_３）との間の接合部に現れる。三角部は、時として横連合（ｃｏｍｍｉｓｓｕｒｅ）としても公知である。

前述されるように、そして図２Ａに参照されるように、僧帽弁輪は、平面上で奇形の「Ｄ」形状を有し、直線部分、つまり前方面は、前側方側（ＡＬＴ）と後内側方（ＰＭＴ）の三角部に懸架する。僧帽弁輪の最も長い側は、長軸２２を規定し、その一方、最も短い側は、垂直に位置する短軸２４を規定する。短軸２４は、一般的に、前方弁尖Ａを二等分する。僧帽弁輪は円形ではないが、その中心２６は、長軸２２、短軸２４の交差する位置で規定されうる。前側方側（ＡＬＴ）と後内側方（ＰＭＴ）三角部を通って、仮想の中心２６から外側向かって放射線が描かれ、その間の角度分離φを示す。この角度分離φは患者によって異なるが、一般的には、僧帽弁輪の外周の約三分の一、または１２０°〜１２５°である。

代替的心臓弁または人工心臓弁の２つの基本的なタイプとして、剛性の弁尖またはボール型機械的弁、そして周辺枠に支えられた柔軟な弁尖を有する「生体弁（ｂｉｏｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｖａｌｖｅ）」が公知である。生体弁の柔軟な弁尖は、血流中に突出し、その自然かつ柔軟な動きを模倣し、自然なヒトの心臓弁のような働きをし、互いに接合して一方向の血流を確保する。組織型弁では、異種弁全体（ブタ弁など）または複数の異種移植弁尖（ウシ心膜など）は、典型的には、流動体閉塞表面を提供する。合成弁尖が提案されているが、「柔軟な弁尖」という用語は、天然および人工の「組織型」弁尖の両方を示す。柔軟な弁尖の一例は、特許文献１（Ｈｕｙｎｈら、カリフォルニア州アーバイン、Ｅｄｗａｒｄｓ Ｌｉｆｅｓｃｉｅｎｃｅｓ，Ｃｏｒｐ．）にて開示されており、その開示は参照することにより本願に援用される。

生体弁は、「ステント挿入された状態（ｓｔｅｎｔｅｄ）」であり、２つ以上の柔軟な弁尖が、生来の弁輪における天然線維横連合を模擬するため、通常、流出方向に延在する柱または横連合を含む金属製または重合体の周辺支持枠内に取り付けられてもよい。支持枠は、交互に並ぶ流入カスプと流出横連合を含む、波状の流出端を有する。横連合は、流入端に固定され、その長さに沿って順応が可能になり、血流に付随する力を分散することができるように、多くの場合柔軟性があり、一般的に、片持ち梁式に流出軸方向に延在する。一般的に使用される周辺支持枠の１つは、柔軟性のある波状のワイヤであり、時として「ワイヤフォーム」と呼ばれる場合もあり、柔軟な弁尖（すなわち、異種弁全体または３つの分離弁尖のいずれか）のカスプ領域を支える、複数（典型的には３つ）の半径の大きなカスプを有する。隣接するカスプのそれぞれの対の端部は、先端で終結する直立した横連合を形成するため、若干漸近的に一点に集中し、それぞれ弓形カスプと対向する方向に延在し、相対的に小さな半径を有する。これにより、それぞれの弁尖の固定端が取り付けられた（線維や縫合糸のような構成要素を介する）、大動脈弁輪における天然線維骨格に酷似した波状基準形状が提供される。柔軟な弁尖の構造の一例が、特許文献１に示されている。その他の「支持枠」構造は、シート状の管状形状を示すが、特許文献２（Ｇｅｒａｒｄら）などに示されるような、流出端の波状横連合とカスプとを依然として規定する。弁の構成要素は、典型的には、１つ以上の生体適合性線維膜（ダクロンなど）で組み立てられ、線維膜縫合環が、支持枠の流入端上に提供される。

その他の多くのステント挿入された柔軟な弁尖の構造として公知の特許文献３（Ｊａｎｓｅｎ、Ａｄｉａｍ Ｍｅｄｉｚｉｎｔｅｃｈｎｉｋ ＧｍｂＨ ＆ Ｃｏ． ＫＧ、ドイツ）では、実質的に環の軸方向に延在し、２つの柔軟な人工カスプ（弁尖）を固定するための曲線壁によって接続される、２つのステイ（１８、１９）を支える大きな基礎環（１２）を有する支持筐体を備える人工僧帽弁尖が開示される。ステイの遊離端は、カスプの内側支持部を形成する。基礎環は、上面図では、共通縦軸（１５）であるが、異なるサイズの２つの横半軸（１６、１７）の閉鎖した非円形を有する。

「ステントなし」の人工弁尖は、動作制約を限定することができるように、基本的には柔軟な弁尖と環状支持枠に連結される剛性の要素を有さない。ステントなし弁の一例は、特許文献４（Ｆｒａｔｅｒ）において示される。Ｆｒａｔｅｒは、本質的に柔軟な生体適合性材の代替的心臓四弁尖僧帽弁を開示する。弁は、直線の長辺（３２）を有する開口部（３１）と、長辺と対向する短辺（３５）と、長短辺の隣接端部間に懸架する開口部（３１）の側面を有する、一般的にＤ形状（３０）の縫合環を含む。前方先端部（３３）は、長辺と蝶着し、後方先端部（３４）は短辺（３５）と蝶着し、２つの側面先端部（３６Ａおよび３６Ｂ）はそれぞれの残りの辺と蝶着する。生体適合性材の腱索は、縫合環が患者の心臓の房室横連合に縫合される場合に、結合のため、先端部の端部から、心室の空洞の乳頭筋へ延出する。

Ｆｒａｔｅｒの四弁尖僧帽弁の設計は、四弁尖僧帽弁（ＳＪＭ−Ｑｕａｔｔｒｏ−ＭＶ）として、臨床的に研究されてきた。ＳＪＭ−Ｑｕａｔｔｒｏ−ＭＶは、ステントなしの標準的グルタルアルデヒド製革法と付加的なポリオール処理によるウシ心膜で作られた人工器具である。その弁は、大きな前方弁尖と後方弁尖と、２つの小さな接合カスプから構成される。弁尖は、ステント挿入された人工器具の過剰な屈曲ストレスを避けるため、直線の蝶着線を有する。弁輪は、三層の心膜から生成され、柔軟な環状形成器具としても役目を果たす。弦支持は、前方弁尖と後方弁尖のカスプを支える、２つの乳頭皮弁から成る。

多数の人工心臓僧帽弁が、当該技術分野において提案されてきたが、典型的には、僧帽弁の独特な属性はあまり考慮されていない。とりわけ、従来の人工弁をより僧帽弁に適合させるための修正の試みにおいて、商業的な成功は得られていない。
米国特許第５，９２８，２８１号明細書 米国特許第５，９８４，９７３号明細書 米国特許第６，０８６，６１２号明細書 米国特許第５，４１５，６６７号明細書

本発明は、流入流出方向に沿って軸を中心に非円形弁口を規定する支持枠を含む、僧帽弁輪に移植するための人工心臓弁を提供する。４つの分離した柔軟な弁尖は、楕円形弁口において一方向弁を提供するために、支持枠上で動くようにそれぞれ別々に取付けられる。一実施形態において、該支持枠は、楕円形弁口を規定し、４つの弁尖は、正反対に対向する左右対称の弁尖の対となるように配置され得る。特定の一実施例において、弁尖の第一の対のそれぞれは、実質的に、第二の対のいずれかの弁尖より小さい。あるいは、該支持枠は、第二の対の弁尖の大きさが異なるＤ形状の弁口を規定してもよい。望ましくは、該支持枠は、４つの交互流入カスプと、一般的に、片持ち梁式に流出軸方向に延在する柔軟な流出横連合を含む波状の流出端を含む。分離した柔軟な弁尖のそれぞれは、該支持枠の流入カスプに取付けられたカスプ端と、隣接する支持枠の流出横連合に取付けられた２つの横連合端を有する。

本発明の別の側面では、僧帽弁輪に移植するための人工心臓弁が提供される。該心臓弁は、流入流出方向に沿って軸を中心に弁口を規定する支持枠を含み、該支持枠は、４つの交互流入カスプと、一般的に、片持ち梁式に流出方向に同軸状に延在する流出横連合を含む波状の流出端を有する。４つの分離した柔軟な弁尖は、弁口において一方向弁を提供するために、支持枠の流出端に沿って動くように、それぞれ別々に取付けられる。それぞれの弁尖は、支持枠の流入カスプに取付けられたカスプ端と、隣接する支持枠の流出横連合に取付けられた２つの横連合端を含む。支持枠は楕円形弁口を規定してもよく、該弁は二軸対称でもよく、または支持枠はＤ形状の弁口を規定してもよい。望ましくは、支持枠は波状のワイヤフォームとそれを囲むステントを含み、該ワイヤフォームは、一般的に、支持枠の流出端を規定し、２つの隣接弁尖の接合端が貫通して延在する逆Ｖ型横連合を有する。該ステントは、延在する接合端が取付けられたワイヤフォーム横連合とほぼ同じ高さの横連合柱を有する。ワイヤフォームとステントは、好ましくは、合成物質から作られ、一方弁尖は、ウシ心膜などの生体シート材料で作られる。好ましくは、支持枠横連合は少なくとも６ｍｍの軸高を有する。

さらに別の側面では、僧帽弁輪に移植するための人工心臓弁は、流入流出方向に沿って軸を中心に弁口を規定する支持枠を含むように提供される。４つの分離した柔軟な弁尖は、前記弁口において一方向弁を提供するために、支持枠上で動くようにそれぞれ別々に取付けられ、弁尖の少なくとも１つは、他の弁尖の少なくとも１つよりも実質的に小さい。一実施形態において、４つの弁尖は、第一の対と、正反対に対向する第二の対の弁尖を含み、第一の対のそれぞれの弁尖は、第二の対のいずれの弁尖よりも実質的に小さい。例えば、第一の対の２つの弁尖は、同一の大きさであり得、第二の対の２つの弁尖もまた同一のサイズであり得る。望ましくは、支持枠は、楕円形またはＤ形状である非円形の弁口を規定する。

本発明の性質と利益を一層理解が、以下の記載および特許請求の範囲において、とりわけ、添付の図面を参照して考慮されるとき、説明され、図面において、同様の部分は同様の参照番号を有する。

本発明は、特に僧帽弁のための、天然のヒト心臓弁生体構造を模擬する人工心臓弁に関連する。例えば、流入弁口の形状は、収縮期における僧帽弁輪の形状を模擬するように、非円形であり得るか、または１つ以上がその他よりも実質的に小さい４つの弁尖であってもよい。好適な実施形態において、４つの弁尖は、互いに実質的に異なる、２つの対向する対として利用される。さらに具体的には、本発明の例示的な心臓弁は、第一の対の弁尖と第二の対の弁尖とを含み、それぞれの対は、弁口を隔てて正反対に対向し、第一の対の弁尖はそれぞれ、第二の対のいずれかの弁尖より実質的小さい。

読み手は、後述の記載と添付の図面から、天然の僧帽弁を模擬するよう意図された例示的な弁の種々の特性を理解されるだろう。しかしながら、これらの特性の１つ以上は、肺などの僧帽弁以外の場所における移植のための人工弁にも適用され得ることに留意されたい。同様に、特性が具体的に僧帽弁へ適用されない限り、本発明がそのように限定されるものとみなされない。

いくつかの考察によって、本明細書において開示された例示的な心臓弁の開発が促進される。例えば、僧帽弁の位置において、生来の生体構造は、線維三角部間に懸架する相対的に大きな前方弁尖と、一般的に３つの波状のカスプに細分される後方弁尖とを含む。収縮期において、僧帽弁輪は、通常、ほぼ線維三角部の中間で前方弁尖を交差する短径または短軸を有する、長円形または楕円形とする。従来の人工心臓弁は、円形弁口を生成する円形支持枠を有するが、弁尖の活発な開口とその弁口を通る最大流量の促進のための最適な形状ではない場合がある。非円形の僧帽弁輪に移植された円形弁口は、その不整合な形状により、静的領域または血流の停滞を引き起こす可能性がある。さらに、円形の心臓弁における圧力の分配が望ましくなく、寿命低下に繋がる可能性がある。最終的に、非円形弁輪での円形弁の移植は、弁周辺の特定領域において組織内成長を引き起こす場合がある。

本発明は、収縮期における僧帽弁輪の形状を模擬し、弁尖の活発な開口とより良い血流とを促進する弁口を規定する支持枠を有する弁を提供する。さらに、生来の弁尖をより模擬する弁尖と結合するより自然な形状の弁口は、構造がより忠実に生来の生体構造を模擬しているため、人工弁の種々の構成要素に課せられる負担を軽減すると考えられる。より少ない弁への負荷が、より耐久性のある移植に繋がる。

本発明の人工心臓弁をより解剖学的に近似させる特性の１つは、４つの柔軟な弁尖の提供である。規定の目的において、閉塞部材のための剛性の弁尖やボールを伴う機械的な弁とは対照的に、本発明の心臓弁は柔軟な弁尖タイプの心臓弁である。「柔軟な弁尖」という用語は、ウシ心膜や異種移植片弁（例えばブタの弁など）の全て、バイオ工学処理の弁尖、合成弁尖などの生体（すなわち生物学的）弁尖を含む。柔軟な弁尖は、周辺支持枠から取付けられ、それにより規定される流入弁口中に内側へ向かって突出するようになる。

「支持枠」という用語は、広い範囲で、ワイヤフォームやステント、および同類のものを有する非生物学的構造を対象とする。例えば、本発明の例示的な実施例は、３つの弁尖の周辺端が縫合された波状のクロスで覆われたワイヤフォームを含む。本書において使用される「クロス（ｃｌｏｔｈ）」という用語は、種々の生体適合性線維を含み、最も一般的に使用されるのはポリテレフタル酸エステルである。さらに、デュアルバンドステントは、ワイヤフォームを取り囲み、弁尖に対し付加的支えを提供する。別の支持枠となる可能性は、ミネソタ州ミネアポリスのＭｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．に譲渡された米国特許第６，３５０，２８２号に開示される。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．に譲渡された米国特許第５，８２４，０６９号に開示されるさらに別の支持枠は、柔軟な弁尖を支える「ステント」を有する。そのステントは、ワイヤフォームに類似した、波状の流出端部を規定する。「ワイヤフォーム」は、Ｅｌｇｉｌｏｙのような生体適合性金属やＤｅｌｒｉｎのようなポリマーを含む種々の物質から作られうることも留意されたい。本発明の特定の特性を組み込むように修正されうる別の「支持枠」は、Ｇａｂｂａｙの米国特許第６，６１０，０８８号に開示され、柔軟な弁尖のための支えを提供する波状の流出端を有する「ステント」を含む。

最後に、「支持枠」という用語は、心臓切開手術に送達されるように設計される従来の心臓弁ステントまたは心臓弁ワイヤフォームと、またＡｎｄｅｒｓｏｎらの米国特許第５，４１１，５５２号に示されるような、低侵襲手術のために設計された圧縮可能／拡張可能支持枠を含む。Ａｎｄｅｒｓｏｎらの特許は、また、前述のように「柔軟な弁尖」という用語で網羅される変形物であるステント構造に接続される心臓弁全体も開示する。

ここで、図３Ａ〜３Ｃを参照して、本発明の例示的な人工心臓弁３０の種々の図が示される。心臓弁３０は、そこから４つの柔軟な弁尖３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄが中心流れ軸３６に向かって内側に突出する周辺支持枠３２を含む。流れ軸３６は、図３Ａにおいて、弁３０の流出端が上方向に向けられた状態で、流入流出方向に沿って延在する。縫合糸または縫合環３８は、支持枠３２の外側の周りに取付けられ、体内において適切な位置に弁３０を支えるため、付属の構造体が通過可能なプラットフォームを提供する。典型的には、心臓弁は、縫合環３８に通された一列の縫合糸を使用して、罹患した弁輪内に固定されるが、ステープルやクリップ、およびその他のそのような器具なども、代わりとして使用される。縫合環３８は、一般的には、流れ軸３６に垂直である平面内に置かれる。しかしながら、米国において同時係属出願である、＊の日付に出願された米国出願番号第１１／＊号「ＰＲＯＳＴＨＥＴＩＣ ＭＩＴＲＡＬ ＨＥＡＲＴ ＶＡＬＶＥ ＨＡＶＩＮＧ Ａ ＣＯＮＴＯＵＲＤ ＳＥＷＩＮＧ ＲＩＮＧ」に開示されたような縫合環の形状もまた利用されることができ、その開示は、参照することによる本願に援用される。

心臓弁３０は、流出方向に突出する４つの横連合４０ａ、４０ｂ、４０ｃ、４０ｄを含む。横連合４０ａ、４０ｂ、４０ｃ、４０ｄの上部先端は、弁３０の流出端を規定し、その一方縫合環３８の下部先端は、流入端を規定する。多くの従来の柔軟な弁尖と同様に、その４つの弁尖３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄは、軸３６に向かって流入弁口中に突出し、「接合」および一方向に血流を閉塞するため、流出方向に互いに対向して湾曲する。弁３０は、一般に、流れ軸３６（図３Ｂ参照）から放射される線に沿って接合する４つの弁尖３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄと共に閉ざされた状態で図に示されている。その横連合４０ａ、４０ｂ、４０ｃ、４０ｄは、柔軟性があり、片持ち梁式に延在し、その流入端に固定され、その長さに合わせて固定が可能であり、血流に伴う力を分配することが可能である。

支持枠３２は、その中で４つの弁尖が支えられる非円形流入弁口を規定する。図３Ｂの例示的な構造において、支持枠３２の横寸法は縦寸法よりも大きく、若干楕円形または長円形を生成する。僧帽弁位置において使用される場合、支持枠３２の周辺の形状は、望ましくは、収縮期の僧帽弁輪の形状であり、実質的に楕円形か、またはＤ形状である。

さらに図３Ａ〜３Ｃを参照して、心臓弁３０が僧帽弁輪の位置で使用される場合、その弁尖３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄは生来の弁尖の配向と相対的な大きさにほぼ酷似するように配置される。すなわち、第一の弁尖３４ａは、僧帽弁輪の線維三角部のおおよその位置で、弁３０の周囲を隔てる第一と第二の横連合４０ａ、４０ｂの間に懸架する（図２Ａ参照）。それゆえ、第一の弁尖３４ａは僧帽弁の前方弁尖を模擬し、図３Ｂに示されるように、横連合４０ａ、４０ｂの間の弁３０の上部は、その前方面を示す。弁３０の周辺の残り（横連合４０ａ、４０ｂの間の弁周辺に離れて延在する）は、後方面を示し、３つの弁尖３４ｂ、３４ｃ、３４ｄは共に後方弁尖を模擬する。当然のことながら、弁３０は、意図される利点を得るため、この位置に移植されなければならない。代替的に、当然のことながら、弁尖３４ａ、３４ｃが同一であるように、弁３０がその長軸に対して左右対称である場合、弁３０も１８０°回転させられ、同じように機能する。

本発明の人工心臓弁四弁尖の種々の代替的なさらなる説明に先立って，例示的な内部支持枠構造を示す。前述のように、柔軟な弁尖のための支持枠は、種々の要素から形成されることができる。本発明の用途においては、両方ともクロスで覆われ、その中の弁尖を支えるために共に機能するワイヤフォームと周辺ステントを開示する。具体的には、図４Ａ〜４Ｃは例示的なワイヤフォーム５０を示し、図５〜９は例示的なステント５２を示す。

図４Ａ〜４Ｃを参照すると、例示的なワイヤフォーム５０は、４つの弓状カスプ５６ａ、５６ｂ、５６ｃ、５６ｄと交互の４つの直立横連合５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄを規定する、伸長された波状のワイヤ状または棒状構造を備える。隣接する弓状カスプ５６のそれぞれの対の端部は、逆Ｖ型の先端で終端する直立の横連合を形成するため、若干漸近的に一点に集中する。図４Ｂの平面図は、一般的に、互いに垂直であり、流れ軸３６に沿って交差する、長軸６０と短軸６２を中心として配置されたワイヤフォーム５０の楕円形の形を示す。近似の経験則として、短軸（縦軸）寸法の長軸（横軸）寸法に対する比率は、約３：４であるが、４：５の比率が、例示的な人工僧帽弁３０に均等に適していると考えられる。横連合５４は、図４Ｂに示されるように、それらの先端が互いに近づくように、若干放射状に内側へカスプ５６から傾き、ワイヤフォーム５０は、一般的に、回転の円錐面を規定する。ワイヤフォーム５０の全高ｈは、図４ｃに示されるようになり、好ましくは、少なくとも６ｍｍであり、さらに好ましくは、約８ｍｍ〜２０ｍｍである。弁口の非円形の形状により、また、特にその細長い弁口によって、弁尖は長くなり、また横連合の高さも、従来の円形弁のものよりも大きくなる。

図４Ｂに示されるように、時計回り方向の全ての角度を測定すると、第一と第二の横連合５４ａ、５４ｂの間のワイヤフォーム５０（そして弁支持枠３２）の周囲の角距離αと、第三と第四横連合５４ｃ、５４ｄの間の角距離βは、実質的に、第二と第三の横連合５４ｂ、５４ｃの間の角距離δ、または第四と第一の横連合５４ｄ、５４ａの間の角距離εよりも大きい。僧帽弁として使用される場合、角距離αはワイヤフォーム５０（または弁３０）の前方面を示すが、一方、結合された角距離β、δ、εは、弁３０の後方面を示す。好適な実施例において、角距離αは、約１２０°〜１２５°である。

図５と６はそれぞれ、弁支持枠３２の一部を形成する、ステント７０の分解図と組立図を示す。ステントは、一次バンド７２と、一次バンドを囲む二次バンド７４を含む。一次バンド７２は、閉鎖形状を規定し、横連合セクション７８ａ、７８ｂ、７８ｃ、７８ｄおよびカスプセクション８０ａ、８０ｂ、８０ｃ、８０ｄを交互に備える前述のワイヤフォーム５０に類似する流出端７６を含む。また、二次バンド７４も、一次バンドのように閉鎖形状を規定し、横連合セクション８４ａ、８４ｂ、８４ｃ、８４ｄおよびカスプセクション８６ａ、８６ｂ、８６ｃ、８６ｄを交互に備える流出端７６を含む。一次バンド７２の流出端７６は、ワイヤフォーム５０の輪郭に密接に沿うように形成されている。二次バンドの流出端８２の横連合８４は、一次バンドに対し切断される。

図６の組立図および図７〜９の断面から分かるように、二次バンド７４は一次バンド７２を密接に囲み、一次バンド７２に接合されている。番号は付与されていないが、２つのバンド７２、７４の流入端は、組み立てた状態において、単一の共有流入端を形成するように合致する。図６は、部分的な断面として、前記の組み合せを覆うクロスカバー９０を示す。クロスカバー９０を丸めると、２つのバンドからカスプセクション８０、８６に沿って外側へ延出し、部分的に横連合７８、８４の上まで延出するカフ９２が形成される。カフ９２は、図８において断面が示され、後述のように弁の組み立てを容易にする縫合縁を提供する。２つのバンド７２、７４は、複数の半径孔を含み、接合縫合糸（図示せず）がそれらを介し２つのバンドを接合し、クロスカバー９０を前記組み合せに付着させる。

好ましい実施例において、一次バンド７２は、二次バンド７４よりも相対的に柔軟性が高い材料から形成される。後述で明確になるように、弁の柔軟な弁尖は、柔軟な一次バンド７２の横連合の最上部に付着され、収縮期または弁閉塞中に弁横連合の屈曲を阻害しない。反対に、より剛性である第二のバンド７４は、流入端およびカスプ付近の基本構造に安定性を提供する。例えば、一次バンド７２は、Ｄｅｌｒｉｎなどの高分子から形成されてもよく、一方第二のバンド７４は、Ｅｌｇｉｌｏｙなどの金属合金から形成される。

本発明の一例示的実施形態において、異なるサイズの人工心臓弁の弁尖の収集は、４つの弁尖の心臓僧帽弁３０を構成するために使用されてもよい。従来の円形の心臓弁は、典型的には、２５ｍｍ〜３３ｍｍの奇数増分（つまり、２５−２７−２９−３１−３３）するその弁口の直径によってラベル付けされ、ほとんどの患者に応じた適切なサイズ選択を提供する。定義付けの目的で、本発明の２９ｍｍの心臓弁３０は、三角部から三角部まで２９ｍｍの寸法を有する。本発明の例示的な心臓弁３０は、２つの大きい弁尖３４ａ、３４ｃおよび２つの小さい弁尖３４ｂ、３４ｄを利用してもよい。非円形の弁口は、従来の円形弁口の弁にあるものとは異なる弁尖形状を必要とする場合がある。例えば、大きい方の弁尖３４ａ、３４ｃは、小さい方の弁尖３４ｂ、３４ｄよりも高さに対してならびに従来の弁尖に対しても遊離端に比例して長くなる。

第一および第三の弁尖３４ａ、３４ｃの大きい方の対は、第二および第四の弁尖３４ｂ、３４ｄの小さい方の対よりも若干厚い。第一および第三の弁尖３４ａ、３４ｃの大きい方の領域により、弁が閉鎖する際（僧帽弁の収縮期）に、血流の圧力をより全体的に受けやすい。したがって、少なくともウシ心膜などの生体組織について、大きめの弁尖３４ａ、３４ｃは、その他の２つの弁尖よりも若干頑丈に形成され、同程度の耐用期間（つまり、耐久性）を有するようにすることが望ましい。一実施形態において、大きい方の弁尖３４ａ、３４ｃは、小さい方の２つの弁尖よりも約１０〜１００％厚くなる。

例示的な作製方法に従って、米国特許第６，２４５，１０５号（明示的に本願に組込まれる）に開示される弁尖選択方法を使用して、他の弁尖よりも大きな弁尖３４ａ、３４ｃに対し、より強固な細胞を提供し得る。選択方法は、１つ以上の検査を利用する。例えば、偏心検査によって、各弁尖の相対的弾性または剛度を測定する。特定の生体細胞、例えば、ウシ心膜等の不均一性のため、細胞の異なる部分から切断した同一サイズの弁尖は、異なる機械的特性を有する場合がある。例示的な作製方法に従って、相対的に強固な（剛性の）弁尖を選択し、より大きな弁尖３４ａ、３４ｃとして使用されるが、相対的に柔軟な細胞膜のような弁尖は、より小さな弁尖３４ｂ、３４ｄとして使用される。これらの特徴は、概して、細胞の厚さの測定から単に予測しうるものであるが、米国特許第６，２４５，１０５号に開示される捕捉的選択方法は、同一の厚さの弁尖をさらに区別するために使用することが望ましいことは留意されたい。

図１０〜１２は、異なる弁尖を有する本発明の代替的四弁尖の人工心臓弁１００、１１０、１２０の流出平面図である。それぞれの弁は、僧帽弁輪と合致させるために平面図上の非円形流入弁口を定める周辺支持枠１０２、１１２、１２２を有する。さらに具体的には、流入弁口は、上部に若干直線である部分と下部に若干円形を有する円形のＤ形状である。左右の部分は、上下部分より若干短く、変性楕円形となっている。より直線の上部は、僧帽弁輪の前方面と一致し、流入弁口の残りは、後方面と一致する。図１〜２Ａを参照して前述したように、僧帽弁輪は、線維三角部と弁輪の残りの周辺の後方弁尖との間に前方弁尖を有する二弁尖である。しかしながら、後方弁尖は、３つのカスプによって特徴づけられる。

図１０では、人工心臓弁１００は、周辺を中心に４つの実質的に等しい弁尖１０４ａ、１０４ｂ、１０４ｃ、１０４ｄを含む。流れ軸（番号は付与せず）から外側へ放射状に広がる線は、弁１００の横連合を貫通して延長している。それぞれの弁尖の等しい角度サイズは、各四分円内の角度α_０によって示され、その角度α_０は、約９０°である。平面図上の流入弁口の対称形状のため、それぞれの弁尖１０４ａ、１０４ｂ、１０４ｃ、１０４ｄは、同一の角度寸法で広がっているにもかかわらず、異なって構成される場合がある。あるいは、各弁尖は、それぞれが有している弛みによって、流入弁口内で互いに接合させることを考慮して、等しく構成される場合がある。この弁１００では、上部弁尖１０４ａは、実質的に生来の前方弁尖に相当し、残りの３つの弁尖１０４ｂ、１０４ｃ、１０４ｄは結合し、生来の後方弁尖を模擬する。

図１１は、本発明のさらに別の代替的四弁尖１２０の平面図を示す。図１０の弁１００と同様に、支持構造１２２は、２つの長い側と２つの短い側を有する若干円形のＤ形状弁口を定める。４つの弁尖１１４ａ、１１４ｂ、１１４ｃ、１１４ｄは、下部の弁尖１１４ｃとすべて同一ではなく、実質的に他の３つよりも大きい。さらに具体的には、それぞれの弁尖の角度の範囲は、支持構造１１２の実効中心または流れ軸から外側へ放射状に広がる線間で示される。上部３つの弁尖１１４ａ、１１４ｂ、１１４ｄは、それぞれ同一の角度α_１で広がり、下部弁尖１１４ｃは、角度β_１で広がり、ここでβ_１＞α_１である。一実施形態では、角度β_１は、約１２０°であり、角度α_１は、約８０°である。また、上部弁尖１１４ａは、実質的に生来の前方弁尖に相当し、残りの３つの弁尖１１４ｂ、１１４ｃ、１１４ｄは結合し、生来の後方弁尖を模擬する。

図１２は、本発明のさらに別の代替的四弁尖１２０の平面図を示す。図１０の弁１００と同様に、支持構造１１２は、２つの長部と２つの短部を有する若干円形のＤ形状弁口を定める。４つの弁尖１２４ａ、１２４ｂ、１２４ｃ、１２４ｄは、上部の弁尖１２４ａとすべて同一ではなく、実質的に他の３つよりも大きい。さらに具体的には、それぞれの弁尖の角度の範囲は、支持構造１２２の実効中心または流れ軸から外側へ放射状に広がる線間で示される。下部３つの弁尖１２４ｂ、１２４ｃ、１２４ｄは、それぞれ同一の角度α_２で広がり、上部１２４ａは、角度β_２で広がり、ここでβ_２＞α_２である。一実施形態では、角度β_２は、約１２０°であり、角度α_２は、約８０°である。他の２つの弁１００、１１０同様に、上部弁尖１２４ａは、実質的に生来の前方弁尖に相当し、残りの３つの弁尖１２４ｂ、１２４ｃ、１２４ｄは結合し、生来の後方弁尖を模擬する。

また、本発明の意図された範囲から逸脱することなく、本仮出願に記載の本発明の実施例および実施形態に対し種々の変更がなされうることは当業者には理解されるであろう。従って、本願に記載の本発明の特定の実施形態は、本用途に開示されるより広範な発明の概念の実施例として理解される。

図１は、左心室（ＬＶ）とそれに付随する弁を、前方−後方面に沿った垂直断面で部分的に図示した心臓図である。 図２は、各心房を取り除くことによって露出された大動脈弁と僧帽弁輪の上面図である。 図２Ａは、図２に対応する最も顕著な解剖学的特徴と分類とを示す、僧帽弁輪の概略図である。 図３Ａは、本発明の例示的な四弁尖人工心臓弁の斜視図である。 図３Ｂ〜３Ｃは、それぞれ、図３Ａの四弁尖人工心臓弁の流出平面図と側面図である。 図３Ｂ〜３Ｃは、それぞれ、図３Ａの四弁尖人工心臓弁の流出平面図と側面図である。 図４Ａは、図３Ａの四弁尖人工心臓弁の例示的なワイヤフォームの斜視図である。 図４Ｂ〜４Ｃは、それぞれ、図４Ａのワイヤフォームの流出平面図と側面図である。 図４Ｂ〜４Ｃは、それぞれ、図４Ａのワイヤフォームの流出平面図と側面図である。 図５は、図３Ａの四弁尖人工心臓弁における図４のワイヤフォームでの使用のための例示的なステントの斜視分解図である。 図６は、一部が線維で覆われている図５のステントの斜視組立図である。 図７〜９は、図６で示される放射面に沿ったステントのカスプと横連合とを通る断面図である。 図７〜９は、図６で示される放射面に沿ったステントのカスプと横連合とを通る断面図である。 図７〜９は、図６で示される放射面に沿ったステントのカスプと横連合とを通る断面図である。 図１０〜１２は、異種弁尖を有する代替的四弁尖人工心臓弁の流出平面図である。 図１０〜１２は、異種弁尖を有する代替的四弁尖人工心臓弁の流出平面図である。 図１０〜１２は、異種弁尖を有する代替的四弁尖人工心臓弁の流出平面図である。

Claims (20)

1. 弁輪に移植するための人工心臓弁であって、
   流入流出方向に沿った軸を中心にし、非円形弁口を規定する支持枠と、
   楕円形弁口において一方向弁を提供するため、前記支持枠上で動くようにそれぞれ別々に取付けられた、４つの分離した柔軟な弁尖と
   を備える、人工心臓弁。
2. 前記支持枠は楕円形弁口を規定する、請求項１に記載の人工心臓弁。
3. 前記４つの分離した柔軟な弁尖は、二対の計量的に対向する左右対称の弁尖において配置された、請求項２に記載の人工心臓弁。
4. 前記４つの分離した柔軟な弁尖は、第一の対の弁尖と第二の対の弁尖となるように配置され、それぞれの対は、前記弁口にわたり正反対に対向し、該第一の対の弁尖のそれぞれは、該第二の対のどちらかの弁尖よりも実質的に小さい、請求項２に記載の人工心臓弁。
5. 前記支持枠はＤ形状弁口を規定する、請求項１に記載の人工心臓弁。
6. 前記４つの分離した柔軟な弁尖は、第一の対の弁尖と第二の対の弁尖となるように配置され、それぞれの対は、前記弁口にわたり正反対に対向し、該第二の対の弁尖は、異なる大きさである、請求項５に記載の人工心臓弁。
7. 前記支持枠は、４つの交互流入カスプと、一般的に、片持ち梁式に該流出方向に同軸状に延在する柔軟な流出横連合を含む波状の流出端を含み、該分離した柔軟な弁尖のそれぞれは、該支持枠の流入カスプに取り付けられるカスプ端と、隣接する該支持枠の流出横連合に取り付けられる２つの横連合端を有する、請求項１に記載の人工心臓弁。
8. 弁輪に移植するための人工心臓弁であって、
   流入流出方向に沿った軸を中心にし、弁口を規定する支持枠であって、４つの交互流入カスプと、一般的に、片持ち梁式に該流出方向に同軸状に延在する柔軟な流出横連合を含む波状の流出端を有する支持枠と、
   該弁口において一方向弁を提供するための該支持枠の該流出端に沿って動くようにそれぞれ別々に取り付けられた４つの分離した柔軟な弁尖であって、それぞれの弁尖は、該支持枠の流入カスプに取り付けられたカスプ端と、隣接する該支持枠の流出横連合に取り付けられた２つの横連合端を有する４つの分離した柔軟な弁尖と、
   を備える、人工心臓弁。
9. 前記支持枠は楕円形弁口を規定する、請求項８に記載の人工心臓弁。
10. 前記弁は二軸に対して対称である、請求項８に記載の人工心臓弁。
11. 前記支持枠はＤ形状弁口を規定する、請求項８に記載の人工心臓弁。
12. 前記支持枠は、波状のワイヤフォームとそれを囲むステントとを含み、該ワイヤフォームは、一般的に、前記支持枠の流出端を規定し、それを介して２つの隣接する弁尖の前記横連合端が延在する逆Ｖ形状横連合を有し、該ステントは、該延在する横連合端が取付けられている該ワイヤフォーム横連合とほぼ同じ高さの接合柱を有する、請求項８に記載の人工心臓弁。
13. 前記ワイヤフォームと前記ステントとは合成物質から生成されており、前記弁尖は生物学的シート材料から成る、請求項１２に記載の人工心臓弁。
14. 前記支持枠横連合は少なくとも６ｍｍの軸高を有する、請求項８に記載の人工心臓弁。
15. 弁輪に移植するための人工心臓弁であって、
    流入流出方向に沿って軸を中心に弁口を規定する支持枠と、
    該弁口において一方向弁を提供するために、該支持枠上で動くようにそれぞれ別々に取付けられた４つの分離した柔軟な弁尖であって、該弁尖のうち少なくとも１つは、その他の該弁尖のうち少なくとも１つよりも実質的に小さい４つの分離した柔軟な弁尖と、
    を備える、弁輪に移植するための人工心臓弁。
16. 前記４つの分離した柔軟な弁尖は、第一の対の弁尖と第二の対の弁尖とを含み、それぞれの対は前記弁口を横切って正反対に対向し、該第一の対の弁尖のそれぞれは、該第二の対のどちらかの弁尖よりも実質的に小さい、請求項１５に記載の人工心臓弁。
17. 前記第一の対の前記２つの弁尖は同一の大きさである、請求項１６に記載の人工心臓弁。
18. 前記第二の対の前記２つの弁尖は同一の大きさである、請求項１６に記載の人工心臓弁。
19. 前記支持枠は、
    楕円形と、
    Ｄ形状と、
    から成るグループから選択される非円形弁口を規定する、請求項１５に記載の人工心臓弁。
20. 前記支持枠は、４つの交互流入カスプと、一般的に、片持ち梁式に流出方向に同軸状に延在する柔軟な流出横連合とを含み、少なくとも６ｍｍの軸高を有する波状の流出端を有する、請求項１５に記載の人工心臓弁。

Images