JP2019504709A - 心臓弁 - Google Patents

Abstract

膨張可能な心血管人工インプラントが提供される。インプラントは、インプラントを通る流れを可能にする一方向弁を支持する２つの内側リングを有する。インプラントは、２つの内側リングの間に配置され、２つの内側リングを超えて半径方向に延びる外側リングを有する。インプラントは、心臓組織に取り付けられてインプラントを本来の弁の弁輪に着座させるのを助けるアンカーを有する。

Description

本出願は、２０１６年２月１２日に出願された米国仮特許出願第６２／２９４９４５号および２０１６年１０月２７日に出願された米国仮特許出願第６２／４１３９２４号に基づく優先権を主張し、本明細書中に参考として明示的に援用される。

本開示は、医療方法および装置、特に、弁を経皮的に移植するための方法および装置に関する。

人間の心臓には、左右の心房および左右の心室の４つの部屋がある。心房は血液を受け取り、それを心室に圧送する。心室は心房よりも筋肉質であり、体全体に血液を送り込むのに必要な圧力を発生させる。右心室は、肺循環を通して血液を送り出して血液に酸素を送り込む。左心室は、酸素が与えられた血液を、全身循環を通して圧送し、酸素および栄養素を身体の組織に供給する。

心臓には、心臓サイクル中に正しい方向に血流を導く４つの弁がある。それらの弁は、血液が心室から対応する心房に流れないこと、または動脈から対応する心室に流れることを確実にする。左心房と左心室との間には、僧帽弁（二尖弁または左房室弁としても知られている）がある。僧帽弁は２つの弁尖を有する。弁尖の周囲は線維輪に付着しており、弁尖の自由端は、左心室から延びる弁下腱索および乳頭筋に繋がれている。腱索および乳頭筋は、左心室の収縮中に弁小葉が左心房に脱出するのを防止する。

種々の心臓病または変性変化は、僧帽弁を異常に狭くまたは拡張したり、または血液が左心室から左心室に漏れたりする（すなわち逆流する）ことを引き起こし、僧帽弁装置の部分のいずれかに機能不全を生じさせる原因となる。弁の機能不全は、索状組織が引き伸ばされ、場合によっては引き裂かれて生じることがある。索状組織が裂けると、機能不全の弁尖となる。また、弁尖を引き離す弁輪の拡大のために、正常に構成された弁が適切に機能しないことがある。この状態は、弁輪拡大と呼ばれ、一般に心筋の不全から生じる。加えて、弁は、出生時に、または、通常、感染性または炎症性といった後天性疾患のために欠陥がある可能性がある。このような障害は心臓の充足性を損ない、衰弱させたり、命を脅かしたりする可能性がある。

僧帽弁機能不全を治療するために、本来の僧帽弁装置の置換、修復または再形成のための、および本来の僧帽弁の組織を修正する弁形成リングなどの様々な人工器官の外科的移植のための、開心術技術を含む数多くの外科的方法および装置が開発されている。開心式の弁の修復または置換は高度に侵襲的な性質であるため、高齢患者、直近に他の外科手術を受けた患者、合併症を持つ患者、小児、後期心不全患者などの多くの患者は、頻繁に心臓弁手術を受けるには高リスクであると考えられ、漸進的な悪化および心臓拡張に追い込まれる。多くの場合、そのような患者には、心臓弁の状態に適した代替治療がない。

より最近では、置換心臓弁アセンブリの送達のためのより低侵襲性のカテーテルに基づく技術が開発されている。いくつかの技術では、拡張可能な人工弁をカテーテル内に搭載し、血管（例えば、動脈、静脈）を通して移植部位に進めることが可能である。次いで、人工弁をその機能的な大きさまで拡張し、欠陥のある本来の弁を置換するために定位置に固定することができる。これらの装置および方法は、弁閉鎖不全のための有望な治療法であるが、送達することが困難であり、製造コストが高く、かつ／またはすべての患者に適応されない場合がある。したがって、僧帽弁不全などの弁閉鎖不全の治療のための改良された装置および方法を提供することが望ましい。

本明細書に記載されたシステム、方法および装置は、革新的な側面を有し、そのうちの単一のものが、それらの望ましい特性に対して不可欠であるか、または単独で貢献するものではない。特許請求の範囲を限定することなく、有利な特徴のいくつかを要約する。

本開示の装置、システムおよび方法は、治療部位での治療装置の送達を容易にすることによって、経血管、侵襲の少ないおよび他の「低侵襲性的」な外科手術を容易にするのに使用することができる。本出願の目的では、「低侵襲性的」とは、伝統的な大切開の外科的手術より侵襲性の低いあらゆる処置を意味する。したがって、低侵襲性的な処置は、１つ以上の比較的小さな切開を伴う開放外科手術、経血管経皮的アクセスを介して行われる処置、血管切開を介する経血管処置、腹腔鏡的または他の内視鏡的処置などであり得る。一般に、患者への侵襲性を最小限にするかまたは減少させることが目標であるあらゆる処置は、低侵襲性的であると考えることができる。さらに、用語「低侵襲性的」および「侵襲性が低い」は、本出願では交換可能に使用されることがあるが、外科手術または他の処置の特定のサブセットを記載するために使用されるこれらの用語は、開示の範囲を限定するものと解釈されるべきではない。一般に、本開示の装置および方法は、任意の適切な処置を実行または強化する際に使用され得る。

本出願は、典型的には、心臓弁修復処置、より具体的には、僧帽弁逆流または不全を治療するための僧帽弁置換術などの心臓弁置換術を実施する装置、システムおよび方法を開示する。しかし、開示する装置および方法は、心臓および非心臓の両方の他の適切な処置において有用性を見出すことができる。例えば、本明細書の開示の特定の特徴および態様は、心房中隔欠損を修復し、アクセスして場合によっては弁の修復または他の処置を実行する、心臓または身体の他の弁への処置に使用され得る。したがって、以下の説明は、典型的には、僧帽弁置換術および他の心臓弁修復に着目するが、そのような説明は、本開示の範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

多くの場合、本開示の方法は、鼓動する心臓で行われる。鼓動する心臓へのアクセスは、血管内、経胸腔などを含む任意の利用可能な技術によって達成することができる。例えば、僧帽弁の処置を行うために、カテーテルが、左心室の頂点の切開部を通って経腔的に前進され、心臓の左心房に向かって前進し、僧帽弁に接触する。いくつかの構成では、動脈または静脈系を通して血管内にアクセスすることができる。例えば、経皮的アクセスは、大腿動脈を通る動脈系へアクセスし、その後、送達装置を大動脈、左心室および僧帽弁に前進させることを含むことができる。大動脈アクセスは、大動脈を通る動脈系へアクセスし、送達装置を左心室および僧帽弁に前進させることを含むことができる。静脈系を通るアクセスは、中心静脈を通って心臓の右心房にアクセスし、心臓の左側へ心房中隔を横断し、僧帽弁に接触する経中隔的アプローチを使用して行うことができる。これらの２つのタイプの血管内アクセスのいずれにおいても、カテーテルが心臓の左側に入ると、カテーテルは多くの場合、左心室壁によって規定される空間、１つ以上の僧帽弁尖、および左心室の腱索の中へ前進される。この空間は、僧帽弁修復を実施するためにカテーテルを所望の位置にさらに前進させるための導管を提供することができる。他の態様では、カテーテル装置が冠状静脈洞にアクセスし、その洞から弁処置が直接行われてもよい。僧帽弁の処置を行うために、経動脈アプローチを用いることができる。例えば、左心房の壁の切開を通して導入機を前進させて、左心房に送達カテーテルを導入するためのポートを提供することができる。送達カテーテルは、導入シースを通って心臓の左心房に進められ、上から僧帽弁へのアクセスを可能にする。さらに、鼓動する心臓アクセスに加えて、本開示の方法は、血管内停止心臓アクセスおよび心臓停止胸部処置の停止に使用されてもよい。任意の適切な血管内アクセス方法または他のアクセス方法が、本開示の範囲内で意図される。

本開示の特定の態様によれば、複数の組織支持体が半径方向の範囲全体にわたって柔軟かつ／または可動である、経管腔的に移植可能な心臓弁のための膨張可能なまたは所定位置に形成される支持体が提供される。本明細書で使用される場合、半径方向は、弁を通る流路の長手方向軸を横切る方向である。

本開示の一態様は、心血管人工弁インプラントを含む。インプラントは、インプラントを越える血流のための通路を画定する内面を有するカフを備える。インプラントは、経路内に配置された弁を有する。弁は、カフの内面に取り付けられ、インプラントを通る第１の方向の流れを許容し、第２の方向とは反対の第２の方向の流れを阻止するように構成される。インプラントは、カフに結合され、少なくとも流入リング、流出リングおよび心房リングを含む膨張可能な構造を有する。心房リングは、流入リングおよび流出リングの外径よりも大きな外径を有する。いくつかの態様では、インプラントのカフは、流入リングと流出リングとの間に延びる。特定の態様では、インプラントは、流入リング、心房リングおよび流出リングの間に延びるスカートを含む。いくつかの態様では、スカートとカフとの間に空間が画定される。いくつかの態様では、スカートの材料は、血液がスカートとカフとの間の空間に入ることを可能にする。いくつかの態様では、心房リングは楕円形状を有する。特定の態様では、流入リングおよび流出リングは、心房リングに対して偏心して配置される。

本開示の他の態様は、血流のための通路を画定する内面を有するカフを有する心血管人工弁インプラントである。カフは、少なくとも１つのリングを含む膨張可能な構造によって支持される。弁が、通路内に配置され、カフに結合される。弁は、インプラントを通る第１の方向の流れを許容し、第２の方向とは反対の第２の軸方向の流れを抑制する。インプラントは、心房リングを含む心房フランジと、カフと心房フランジのリングとの間に延びるスカートとを有する。いくつかの態様では、スカートとカフとの間に空間が画定される。特定の態様では、スカートは、スカートとカフとの間の空間に血液が入ることを許容する材料から形成される。いくつかの態様では、心房フランジのリングは楕円形状を有する。いくつかの態様では、カフのリングは、心房フランジのリングに対して偏心して配置される。

本開示の他の態様は、血流のための通路を画定する内面を有する管状カフを有する心血管人工弁インプラントである。管状カフは、第１の直径を有する第１の端部と、第２の直径を有する第２の端部とを有する。弁が、通路内に配置され、管状カフに結合される。弁は、インプラントを通る第１の軸方向の流れを許容し、第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを阻止するように構成される。インプラントは、管状カフの第１の端部および第２の端部よりも大きな直径を有する心房リングを含む心房フランジを有する。スカートが、管状カフの第１の端部から心房リングまで、および心房リングから管状カフの第２の端部まで延びて、スカートと管状カフとの間に空間を形成する。いくつかの態様では、スカートは、スカートとカフとの間の空間に血液が入ることを可能にする材料によって形成される。特定の態様では、心房フランジの心房リングは楕円形である。いくつかの態様では、管状カフは、心房フランジのリングに対して偏心して配置される。

本開示の他の態様は、可撓性カフ、膨張可能構造、弁、および少なくとも１つのアンカーを有する心血管人工弁インプラントである。可撓性カフは、遠位端および近位端を有する。膨張可能構造は、カフに連結され、リングを形成する少なくとも１つの膨張可能なチャネルを有する。弁は、カフに取り付けられ、第１の方向の流れを可能にし、第１の方向とは反対の第２の方向の流れを阻止するように構成される。少なくとも１つのアンカーは、アンカーが直線形態にある第１の位置と、アンカーが螺旋形態にある第２の位置との間で移動可能である。

本開示の他の態様は、心血管人工弁インプラントを製造する方法である。この方法は、心臓の第１の弁を置換するように構成された心血管人工弁インプラントを提供することを含む。この方法は、心血管人工弁インプラントを心臓の第２の弁内に配置することができるように、心血管人工弁インプラントの外径より大きな外径を有する動脈フランジに心血管人工弁インプラントを連結することを含む。いくつかの態様では、この方法は、動脈フランジと心血管人工弁インプラントとの間にスカートを追加することを含む。スカートは、スカートと心血管人工弁インプラントとの間の空間に血液が入ることを許容する材料で形成される。本開示の他の態様は、管状カフ、弁、および心房フランジを有する心血管人工弁インプラントである。管状カフは、血流のための通路を画定する内面を有する。管状カフは、第１の直径を有する第１の端部と、第２の直径を有する第２の端部とを有する。弁は経路内に配置され、カフに結合される。弁は、インプラントを通る第１の軸方向の流れを許容し、第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを阻止する。心房フランジは、管状カフの第１の端部および第２の端部よりも大きな直径を有する心房リングを含む。管状カフは、心房フランジの心房リングに対して偏心して配置される。いくつかの態様では、心房リングは楕円形状を有する。

本開示の他の態様は、心臓内に人工弁を移植する方法である。この方法は、膨張可能な支持構造を有する人工弁を心臓の僧帽弁に近接する位置に経心尖的に前進させることを含む。この方法は、支持構造の遠位部分を僧帽弁を通過させて前進させることを含む。この方法は、膨張可能な支持構造の遠位部分を膨張させることを含む。この方法は、弁を近位に後退させて、膨張可能な支持構造の遠位部分を僧帽弁の心房表面に着座させることを含む。この方法は、僧帽弁の心室側の僧帽弁輪を取り囲む弁線維組織の近位端に配置されたアンカーで把持することを含む。

本開示の他の態様は、心臓内に人工弁を移植する方法である。この方法は、人工弁を含む展開カテーテルを心臓の本来の弁に近接する位置に前進させることを含む。人工弁は、展開カテーテルの長手方向軸に平行に延びる直線形態に配置された少なくとも１つのアンカーを含む。この方法は、人工弁を展開することを含む。この方法は、少なくとも１つのアンカーを解放し、アンカーを螺旋形状に戻すことを含む。

本開示の他の態様は、第１のアンカー、第２のアンカー、および第１のアンカーを第２のアンカーに接続するフープ構造（輪状構造）を含むインプラント固定システムである。第１のアンカーおよび第２のアンカーは、伸長形態と展開形態との間で移動可能である。フープ構造は、第１のアンカーが伸長形態から展開形態に移動すると、第１のアンカーから第１のトルクを受ける。フープ構造は、第２のアンカーが伸長形態から展開形態に移動すると、第２のアンカーから第２のトルクを受ける。第１のトルクは第１のトルクに反対に作用する。

本開示の他の態様は、管状カフ、弁およびアンカーを含む心血管人工弁インプラントである。管状カフは、血流のための通路を画定する内面を有する。弁は、経路内に配置され、管状カフに取り付けられる。弁は、カフの内面に取り付けられた１つ以上の弁尖を含む。１つまたは複数の弁尖は、インプラントを通る第１の軸方向の流れを許容し、第１の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを阻止する。アンカーは、管状カフに取り付けられ、屈曲部を含む。弁を第２の軸方向から見たとき、屈曲部の少なくとも一部は、カフの内面の半径方向内側に延びる。

本開示の他の態様は、心臓内の人工弁を回収する方法である。この方法は、支持構造を有する人工弁を展開カテーテルから外へ前進させることを含む。この方法は、人工弁を部分的に展開することをさらに含む。この方法は、人工弁を、展開カテーテル内に横向きに引き戻すことによって人工弁を回収することをさらに含む。

図面全体をとおして、参照番号間の一般的な対応関係を示すために参照番号を再利用することができる。図面は、本明細書に記載された例示的な実施形態を示すために提供されるものであり、本開示の範囲を限定することを意図するものではない。

心臓およびその主要な血管の断面図である。 心室からの僧帽弁輪の概略図である。 本開示のインプラントの一実施形態の配置を示す心臓の断面図である。 インプラントの一実施形態の斜視図である。 図４Ａのインプラントの側面図である。 図４Ａのインプラントの上面図である。 僧帽弁輪内に着座したインプラントの一実施形態の側面図である。 インプラントの一実施形態の側面図である。 インプラントの一実施形態の側面図である。 図４Ａのインプラントの断面図である。 膨張可能な構造の一実施形態の斜視図である。 カフに取り付けられたフローチャネルの一実施形態の断面図である。 接続ポートおよびＰＦＬチューブの一実施形態の断面図である。 アンカーの一実施形態の上面図である。 アンカーの側面図である。 直線形態にあるアンカーの側面図である。 螺旋形態にあるアンカーの側面図である。 アンカーの一実施形態の上面図である。 アンカーの一実施形態の斜視図である。 インプラントの一実施形態の側面図である。 図８Ａのインプラントの底面図である。 図８Ａのインプラントの部分底面図である。 カテーテルの内部に収容されたインプラントを持つ送達カテーテルの一実施形態の斜視図である。 図９Ａの送達カテーテルの拡大図である。 カテーテルの内部から展開されるインプラントを持つ送達カテーテルの一実施形態の斜視図である。 図９Ｃの送達カテーテルの拡大図である。 僧帽弁輪へのインプラントの経心尖展開を示す心臓の断面図である。 人工弁インプラントの展開の時系列ステップを示す。 人工弁インプラントの展開の時系列ステップを示す。 人工弁インプラントの展開の時系列ステップを示す。 インプラントの試験方法の斜視図である。 アンカーが伸長形態にあるインプラントの一実施形態の側面図である。 アンカーが部分伸長形態にある、図１３Ａのインプラントの一実施形態の側面図である。 アンカーが部分伸長形態にある、図１３Ａのインプラントの一実施形態の側面図である。 アンカーが伸長形態にある、図１３Ａのインプラントの一実施形態の側面図である。 図１３Ａのインプラントのアンカーの力曲線である。 患者内のインプラントを回収するための回収カテーテルの一実施形態の側面斜視図である。 患者内のインプラントを回収するための回収カテーテルの一実施形態の側面斜視図である。 患者内のインプラントを回収するための回収カテーテルの一実施形態の側面斜視図である。

以下、システム、構成要素、および組立方法および製造方法の実施形態について、添付の図面を参照して説明する。図面において、同様の参照番号は、全体にわたって同様のまたは類似の要素を指す。いくつかの実施形態、実施例および図が以下に開示されるが、本明細書に記載された発明は、具体的に開示された実施形態、実施例および図を超え、本発明の他の用途並びに自明な変更およびその均等物を含み得ることが当業者に理解されるだろう。本明細書に提示された説明で使用される用語は、特定の実施形態の詳細な説明と共に使用されているため、単に限定的または制限的に解釈されることを意図するものではない。さらに、本発明の実施形態は、いくつかの新規な特徴を含むことができ、単一の特徴がその望ましい特性に単独で関与するものでも、本明細書に記載された本発明を実施するために不可欠なものでもない。

特定の用語は、参照のみの目的のために以下の説明において使用されてもよく、従って、限定することを意図するものではない。例えば、「上方」および「下方」のような用語は、参照がなされている図面における方向を指す。「前」、「後」、「左」、「右」、「裏」および「側」などの用語は、論考中の構成要素または部品を説明する本文および関連する図面を参照することによって明確にされる、一貫しているが任意の基準の枠組み内における構成要素または部品の部分の方向および／または位置を表す。さらに、「第１」、「第２」、「第３」などの用語は、別々の構成要素を記述するために使用されてもよい。そのような用語には、上記に具体的に言及された単語、その派生語、および同様の読みの単語が含まれ得る。

概要
図１は、心臓１０の解剖学的構造および主要血管の概略断面図である。非酸素化血液は、上大静脈１４および下大静脈１６によって右心房１２に送達される。血液は、右心房１２から、三尖弁２０を通って右心室１８に流れる。右心室１８の収縮は、この血液を、動脈弁（図示せず）を通って肺動脈（図示せず）に送る。肺循環は、酸素の気体交換のために血液を肺に運ぶ。循環圧力は、酸素供給された血液を、肺静脈２２を介して左心房２４を通って心臓へ戻す。左心房２４が満たされると、僧帽弁２６が開き、血液が左心室２８に引き込まれることを可能とする。左心室２８の収縮により、血液は大動脈弁３０を通って大動脈３２に放出される。体循環の動脈は、血液を体組織の毛細血管床に運ぶ。体循環の静脈は、毛細血管床から血液を集め、右心房１２に戻し、循環系のループを完成させる。心臓１０が正常な流れおよび圧力を連続的に生成できない場合、一般に心不全と呼ばれる疾患が生じる。

心不全の原因の１つは、心臓１０の１つ以上の弁の故障または機能不全である。例えば、僧帽弁２６または大動脈弁３０は、いくつかの理由で機能不全になり得る。僧帽弁２６または大動脈弁３０は、出生時に異常であるか、年齢とともに罹患する可能性がある。このような状況では、異常または疾患の弁２６、３０を交換することが望ましい場合がある。

図２は、左心室から見た僧帽弁２６および大動脈弁３０の概略図を示す。心臓１０の弁は、弁を支持する線維性組織によって取り囲まれている。例えば、僧帽弁輪３４は、前部および後部からなる線維性リングであり、僧帽弁２６の開口領域を画定する。大動脈僧帽弁カーテン３６は、前部僧帽弁輪３４を大動脈弁輪３８に結合する線維性構造である。大動脈僧帽弁カーテン３６は、僧帽弁２６の両側で終端し、左線維三角部４０および右線維三角部４２を形成する。左右の三角部４０、４２は、大動脈輪と房室輪との間の組織の肉厚の領域である。三角部４０、４２は、僧帽弁２６の後尖３３と前尖３５との接合面とほぼ並んでいる。右線維三角部は、大動脈輪と右房室輪との間にある。左線維三角部は、大動脈輪と左房室輪との間にある。以下でより詳細に説明するように、本開示のインプラントは、弁輪を取り囲む線維性組織に、掴み、穿孔または他の方法で取り付ける１つ以上の特徴を含むことができ、それによりインプラントを弁輪に固定するのを助ける。

以下の説明では、本開示は、主として、異常または疾患の僧帽弁２６を置換または修復することに関して記載される。しかしながら、本明細書に開示される方法および構造の様々な特徴および態様は、当業者が本明細書の開示内容に照らして理解するであろうように、心臓１０の僧帽弁２６、肺動脈弁、および／または三尖弁の置換または修復に適用可能である。さらに、当業者であれば、本明細書で開示される方法および構造の様々な特徴および態様が、弁を含む身体の他の部分で使用され得ること、または、例えば食道、胃、尿管および／または小嚢、胆管、リンパ系および腸などへの弁の追加によって恩恵を受けることも認識するであろう。

さらに、インプラントの様々な構成要素およびその送達システムを、「遠位」および「近位」方向を含む座標系を参照して説明する。この用途では、遠位方向および近位方向は、インプラント１００を送達するのに使用される展開システム２００（例えば、送達カテーテル２００）を操作する人の視点を指す。したがって、一般に、近位は、展開システム２００を操作する人により近いことを意味し、遠位は、展開システム２００を操作する人から遠いことを意味する。さらに、「流入」および「流出」という用語は、インプラントの座標系に関して使用されてもよい。一般に、流入および流出の方向は、上述したように、循環系を通る正常な血流の視点をいう。従って、僧帽弁２６の輪に着座したインプラント１００の流入部は、左心房２４に面する。なぜなら、正常な血流では、血液は左心房２４から左心室２８へ流れるからである。言い換えれば、流入は、通常の血流の上流方向をいい、流出は、正常な血流の下流方向をいう。

ここで図３を参照すると、本開示の非限定的な例示的実施形態による心血管人工弁インプラント１００の配置を示すために、心臓１０が断面図で示されている。図示されたインプラント１００は、本来の異常なまたは罹患した僧帽弁にわたって示されている。インプラント１００およびその様々な変形例を以下に詳細に説明する。以下に詳細に説明されるように、インプラント１００は、送達カテーテル２００を使用して経心尖的に心臓に送達され得る。いくつかの変形例では、送達カテーテル２００およびインプラント１００は、血管内アプローチを用いて低侵襲的にインプラント１００を送達するように構成することができる。特定の実施形態では、送達カテーテル２００およびインプラント１００は、左心房２４の壁の切開により経心尖的にインプラント１００を送達するように構成することができる。図３に示すように、インプラント１００の流入部は、左心房２４内に位置することができ、インプラント１００の流出部は、左心室２８内に存在することができる。図示された実施形態では、インプラント１００は、本来の異常なまたは罹患した僧帽弁２６の上に配置することができる。他の構成では、本来の異常なまたは罹患した僧帽弁２６は、弁１００を移植する前に部分的または完全に除去することができる。

インプラント
いくつかの実施形態では、インプラント１００は、心血管人工弁インプラントであり、いくつかの実施形態では、人工僧帽弁インプラントであり得る。図４Ａを参照すると、インプラント１００は、内側弁部材を越えて半径方向に延びるフランジ部分を有するほぼ管状の部材として見ることができる形状を有することができる。インプラント１００は、図示の実施形態では、流入リング１０２、流出リング１０４、および／または心房リング１０６を含む膨張可能な構造１０９（図５Ｂに示す）を含むことができる。インプラント１００は、流入リング１０２、流出リング１０４および心房リング１０６を含むものとしてしばしば示すがが、インプラント１００は、これらのリングのすべてを含む必要はない。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、前述のリングのうちの１つだけまたは２つのみを有することができる。さらに、膨張可能な構造１０９のいくつかの実施形態は、図示した支柱１１５（後述）を用いずに形成することができる。さらに、主な実施形態が記載され、アンカー１１４（以下に説明する）を含むインプラント１００を示すが、インプラント１００のいくつかの実施形態はアンカー１１４を含まなくてもよい。図５Ａに示すように、流入リング１０２、流出リング１０４および心房リング１０６は、膨張可能な構造１０９を膨張させるために膨張媒体を注入することができるチャネル１１７を形成することができる管状部材１１３によって形成することができる。このように、ある実施形態では、流入リング１０２、流出リング１０４および心房リング１０６は、ここで述べたとおり膨張可能である。特定の構成では、インプラント１００は、非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水および／または空気）で膨張させることができ、それによって、後で膨張媒体をインプラント１００から除去することができる。そのような構成によって、膨張媒体は、弁１００の機能および／または位置が評価され、試験され、かつ／または調整される間、インプラント１００に一時的な構造を与えることができる。以下に述べるように、特定の構成では、インプラント１００は固化する膨張媒体（例えばエポキシ）で膨張させられることができ、膨張媒体の固化後、インプラント１００により剛性のある支持構造を持たせることができる。本明細書に記載された多くの実施形態では、流入リング１０２、流出リング１０４、および／または心房リング１０６のような膨張可能な構造の構成要素は膨張可能であり、弁１００はステントを含まずステントレスであり得るが、流入リング１０２、流出リング１０４、および／または心房リング１０６の１つ以上は、自己拡張および／またはバルーン拡張が可能な周囲ステントまたはリングのような非膨張性支持要素を形成または含むことができ、特定の実施形態では、金属で作ることができる。いくつかの実施形態では、リング１０２、１０４、１０６は、後述するように、互いに独立して膨張させることができる。リング１０２、１０４、１０６が収縮した状態にあるとき、インプラント１００は、図７Ａ〜７Ｄを参照して以下により詳細に説明される送達カテーテル２００にコンパクトに格納され得る。リング１０２、１０４、１０６は、インプラント１００が展開されると膨張させることができ、それによってインプラント１００を以下に説明するように弁輪に着座させることができる。

引き続き図４Ａを参照すると、インプラント１００は、流入リング１０２と流出リング１０４との間に延びるカフまたは本体１０８を含むことができる。カフ１０８は、カフ１０８に連結された弁１１０を支持するように構成されることができる。カフ１０８は、流入リング１０２、流出リング１０４に対応する流入端および流出端を有する管状であることができる。カフ１０８の内面１０８ａは、血液がインプラント１００を通って流れることができる流路を画定することができる。弁１１０は、カフ１０８の内面１０８ａによって画定される流路内に配置された１つ以上の弁尖１１１を含むことができる。いくつかの実施形態では、弁１１０は、カフ１０８に端部が縫合または他の方法で結合されることができる１つ以上の弁尖１１１を有する組織弁である。いくつかの実施形態では、組織弁の弁尖１１１は、約０．０１１インチ以上の厚さを有する。いくつかの実施形態では、組織弁は、約０．０１８インチ以上の厚さを有する。以下により詳細に説明するように、弁１１０は、心臓１０によって送り出される血液の血流力学運動に応じて、血液がインプラント１００を通って第１の方向に流れることができる「開いた」形態と、弁１１０を通って血液が第２の方向へ逆流することが防止される「閉じた」形態と、の間で動くように構成することができる。例えば、図示されたインプラント１００の弁１１０は、流入リング１０２から流出リング１０４の方向への血液の流れを可能にするが、流出リング１０４から流入リング１０２への方向の流れを防止する。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、心臓の他の弁における、および／または僧帽弁の、および／または臨床データが存在する、容認可能な臨床特性（例えば、流動性能、磨耗性能）を有することが既に証明されている弁構造を含むことができる。例えば、インプラント１００は、流入リング１０２、流出リング１０４、カフ１０８、およびヒトでの使用が既に明らかにされている、および／または大動脈弁での臨床データが既に収集されている人工大動脈弁の弁尖サブアセンブリを含むことができる。したがって、特定の実施形態は、心臓の１つの弁（例えば、大動脈弁）についての弁構造の臨床特性（例えば、流動特性、磨耗性能）を試験し、次いで、同じ弁構造を、心臓の他の弁（例えば僧帽弁）用に構成されたインプラントの一部として使用することを含む。弁１１０および弁尖サブアセンブリのさらなる実施形態は、Ｒｏｂｉｎらの米国特許公開公報第２０１２／００１６４６８号に見出すことができ、その開示は、その全体が本明細書に明示的に組み入れられる。

図示された実施形態では、カフ１０８は、寸法の完全性がほとんどない可撓性のある布または薄い膜などの薄い可撓性の管状材料を有することができる。以下により詳細に説明されるように、カフ１０８は、インプラント１００の他の構成要素（例えば、弁１１０）が固定され、組織の内部成長が起こり得る支持構造に、好ましくはその場で変化することができる。弁１１０の膨張可能な構造１０９が非膨張であるとき、カフ１０８は好ましくは支持を提供することができない。カフ１０８は、ダクロン、ＴＦＥ、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、金属織物、編み上げ構造、ポリエステル織物、または、外科用ステントまたはステントレス弁、弁形成リングのような従来の装置に見られるような他の一般的に受け入れられる移植可能な材料であることができる。これらの材料は、成型、押出し、または、直接熱、間接熱、焼結技術、レーザエネルギー源、超音波技術、成型技術または熱成型技術を用いて共に縫合されてもよい。カフ１０８の織物の厚さは、材料の選択および織り方に応じて、約０．００２インチから約０．０２０インチの範囲であることができる。織り密度は、血液が織物を通して浸透するのを防止するための目が詰まった織物から、組織が成長し織物を完全に包囲することを可能にするための緩い織物まで調整することができる。特定の実施形態では、織物は、少なくとも約２０デニールの厚さを有することができる。

図４Ａおよび図５Ａに示すように、インプラント１００は、心房リング１０６からカフ１０８に延びるスカート１１２を含むことができる。スカート１１２は、流入リング１０２に面する上部１０５と、流出リング１０４に面する底部１０７と、を有することができる。スカート１１２は、カフ１０８に関して上述したように、多くの様々な材料、織り方、および厚さからで作ることができる。いくつかの変形例では、スカート１１２の底部１０７は、本来の弁２６または血管を排除するように構成することができる。特定の実施形態では、底部部分１０７は、左心房２４から再流入する血流を封じるように構成することができる。スカート１１２の材料および／または織り方は、血液がスカート１１２とカフ１０８との間の空間に入ることを可能とするように選択され、これによってスカート１１２内に血塊が形成されるのを可能とする。血塊は、弁輪内へのインプラント１００の着座および／または封止を補助することができる。いくつかの実施形態では、スカート１１２は、スカート１１２とカフ１０８との間の空間内への組織の内部成長を促進するように構成することができる。

スカート１１２の底部１０７は、本来の弁２６を排除することができ、または本来の弁２６の元の位置に広がり、その機能を置換することができる。下部１０７は、隣接する弁（例えば、大動脈弁３０）の適切な機能を妨げず、かつ／または左心室流出路（LVOT）を通る血流を邪魔しないように、適切なサイズおよび形状を有することができる。特定の態様では、下部１０７は、下部１０７が本来の僧帽弁２６の弁尖の後ろの血液のクリアランスを妨げないように構成することができる。下部１０７が左心室２８の中にあまりにも遠くまで延びる場合、インプラント１００は、左心室２８の壁の近くで僧帽弁２６を拘束するかもしれず、血液停滞および血栓症の可能性のある部位を作り出す。下部１０７の左心室２８への拡張を制限することにより、インプラント１００は、僧帽弁弁尖の先端部が心周期の間に動くことを可能にし、それにより血栓のこの潜在的部位から血液を流出させる。

上述したように、インプラント１００は、インプラント１００を僧帽弁26の輪を取り囲む線維性組織に把持または取り付けるための１つ以上の特徴を含むことができる。図４Ａを参照すると、インプラント１００は、１つ以上のアンカー１１４を含むことができる。アンカー１１４は、ベース部１１６および先端部１１８を有することができる。ベース部１１６は、スカート１１２の底部１０７に取り付けることができる。いくつかの変形例では、アンカー１１４は、心房リング１０６の近くで底部１０７に取り付けられたひし形の１点を持つひし形形状である。アンカー１１４は、図４Ａに示すように、先端部１１８がベース部１１６に向かって湾曲して螺旋形態を形成する拘束されない構成を有することができ、以下に説明するように、特定の構成においては、三角部４０、４２に把持または取り付けるように構成することができる。アンカー１１４は、アンカー１１４が伸長された形態にあるときに先端部１１８と心房リング１０６との間に反対の隙間が存在するように構成することができ、それは、図示された実施形態では螺旋形態である。言い換えれば、先端部分１１８は、アンカー１１４が拘束されていないときに、心房リング１０６またはスカート１１２の一部にぶつかることができる。いくつかの実施形態では、アンカー１１４および心房リング１０６は、心室圧が過剰になるとアンカー１１４がわずかに広がるような圧力解放弁として機能することができ、それによって、心房リング１０６が本来の弁輪から離れることを引き起こし、インプラント１００の外面を越えて左心房２４内に流れることを可能にする。この圧力解放機能は、しばしば起こることはないが、過剰の心室圧の条件下でインプラント１００を定位置にとどめることができる。この圧力解放機能は、インプラント１００を左心房２４内に移動させることよりも好ましい。

アンカー１１４は、可撓性であってもよく、以下に説明するように、インプラント１００が送達カテーテル２００内に装填されたときにアンカー１１４の輪郭を減少させる線形形態にさせられることができる。いくつかの変形例では、以下に説明するように、アンカー１１４は、左右の三角形部４０、４２（図２に示す）の少なくとも一部を捕捉するように構成することができる。アンカー１１４は、アンカー１１４が本来の弁尖の正常な動きを可能にするようにインプラント１００上に配置することができる。例えば、アンカー１１４は、僧帽弁２６の後尖３３および前尖３５の接合面と実質的に並んでいてもよく、それによって、アンカー１１４が後尖３３および前尖３５の正常な動作と干渉しないようにしながら、アンカー１１４を三角部４０、４２に取り付けることが可能となる。アンカー１１４は、カフ１０８またはスカート１１２を作るために使用される材料などの材料に埋め込まれたワイヤ状構造を含むことができる。アンカー１１４は、接着剤、ステープル、縫製などによっていくつかの方法で弁１０７の底部１０７に結合される。

特定の構成では、インプラント１００の軸方向の安定化は、心房リング１０６とアンカー１１４との複合効果によって確立することができる。心房リング１０６は、僧帽弁輪の心房方向に位置するように構成することができ、好ましくは、僧帽弁輪との良好な並置が維持されるような形状をしている。心房リング１０６は、インプラント１００が左心室２８内に移動するのを防止し、かつ、血液がインプラント１００の外面の周りを逆流するのを防止するようサイズとすることができる。特定の構成では、インプラント１００の心房リング１０６は、可撓性を有することができ、膨張したときに本来の解剖学的心房リングに適合することができる。例えば、ある構成では、インプラント１００の心房リング１０６は、非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）または固化していない固化性の膨張媒体（例えば、エポキシ）によって膨張するとき、当初は可撓性である。したがって、心房リング１０６は、最初は本来の解剖学的心房リングに適合し、非固化性の膨張媒体が固化性の膨張媒体で置換された後、または固化性の膨張媒体が固化した後に、その適合性を保持することができる。このようにして、インプラント１００は、弁１００を解剖学的構造に適合するように、定位置にまたはその場で形成することができる。さらに、特定の実施形態では、スカート１１２は可撓性であり、インプラントを本来の解剖学的心房リングに適合させるのを助けることができる。心房リング１０６およびスカート１１２は、心房フランジ１９６からであってもよい。心房フランジ１９６は、鈍い縁を持つ滑らかな表面を有することができる。心房フランジ１９６は、心房フランジ１９６が、心房フランジ１９６と接触する周囲の心臓組織を磨耗させ、切断し、掘り下げ、または他の方法で、損傷する可能性のある鋭い縁を持たないように構成することができる。いくつかの実施形態では、心房フランジ１９６の全ての縁および／または露出した表面は、ある構成で約０．０１０インチ、ある構成で約０．０３インチ、またある構成で約０．１００インチの最小曲率半径を有する。特定の実施形態では、心房フランジ１９６は、流入リング１０２の上面から、心房フランジ１９６と周囲の心臓組織との間の接触点までの距離として定義される高さを有することができる。いくつかの実施形態では、心房フランジ１９６の高さは、約３ｍｍより大きく、約５ｍｍより大きく、また約１５ｍｍより大きい。いくつかの実施形態では、心房フランジ１９６は、約２０ｍｍの最大高さを有することができる。いくつかの実施形態では、心房フランジ１９６は、約３ｍｍ〜約２０ｍｍ、いくつかの実施形態では約５ｍｍ〜約２０ｍｍ、いくつかの実施形態では約１５ｍｍ〜約２０ｍｍの高さを有することができる。

特定の実施形態では、固化性の膨張媒体は、液体として構成されたポリマーであってよく、そのポリマーは、カテーテル送達のために低粘度を有し、３７℃において最小の温度変化で硬化し、送達中に蛍光透視画像化を可能にし、液体の形態で血液に溶解しやすく、かつ塞栓を形成しないものである。ポリマーは、一旦硬化されると、水性環境において良好な機械的および化学的安定性を有する構造を提供することができ、生体適合性である。特定の実施形態では、ポリマーは、２つのエポキシドがエポキシ樹脂を形成する５つの成分、硬化剤として複合作用する２つのアミン、およびデバイスの配置を容易にする放射線不透過性化合物である第５成分を含むことができる。

アンカー１１４は、心室側から僧帽弁輪を取り囲む線維性組織を捕捉し、それによってインプラント１００が左心房24に移動するのを防止するように構成することができる。アンカー１１４の曲率および弾性は、アンカー１１４が展開されたとき、アンカー１１４の先端部１１８が周囲の組織を把持し、それによって、心房リング１０６を僧帽弁２６の輪に引き寄せ、インプラント１００と僧帽弁輪との間の封止を向上させるように構成することができる。いくつかの実施形態では、インプラント１００の封止機能は、心房リング１０６、スカート１１２、およびアンカー１１４によって行われるため、カフ１０８は短い縦方向の高さを有することができる。これにより、バルブ１１０の高さを低くすることができる。バルブ１１０は、流入リング１０２の上面と流出リング１０４の底面との間の距離として定義される高さを有することができる。いくつかの実施形態では、バルブ１１０は、約１８ｍｍ〜約２０ｍｍの高さを有することができる。特定の変形例では、バルブ１１０は約８ｍｍ〜約３０ｍｍの高さを有することができる。低い高さの弁により、心室停止を最小限に抑え、ＬＶＯＴの閉塞を最小限に抑え、かつ患者の解剖学的部位の広範な治療を可能にする。いくつかの実施形態では、バルブ１１０は、左心房２４に向かって偏っており、以下に説明するように、流出リング１０４が、本来の弁の動きおよび／またはＬＶＯＴを通る血流を妨げることを抑制するようにすることができる。特定の実施形態では、左心房２４に存在するインプラント１００の部分は、金属を含まず、および／または特定の実施形態では、周囲ステント構造を有しない。いくつかの実施形態では、流出リング１０４は、約１５ｍｍ未満、約１０ｍｍ未満、約５ｍｍ未満の長手方向距離だけ左心室内に延びることができる。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、図４Ｆの実施形態に図示するように、本来の僧帽弁２６の輪の下方に弁１１０が延びないように構成することができる。

いくつかの変形例では、インプラント１００の形状は、好ましくは、インプラント１００の近位方向または遠位方向への移動を防止するような方法で、本来の解剖学的構造の特徴と係合するように形成される。一実施形態では、インプラント１００が係合する特徴は、僧帽弁輪および／または弁輪を取り囲む線維性組織である。いくつかの実施形態では、インプラント１００が係合して移動を防止する特徴部は、心房リング１０６に対して１％〜１０％の直径差を有する。他の実施形態では、インプラント１００が係合して移動を防止する特徴は、心房リング１０６に対して５％〜４０％の直径差を有する。いくつかの実施形態では、直径差は、インプラント１００の自由形状によって画定される。他の実施形態では、直径差によって、一方向のみの移動が防止される。他の実施形態では、直径差によって、２つの方向、例えば逆方向および順方向における移動が防止される。いくつかの実施形態では、インプラント１００の心房フランジは、約４０ｍｍ〜５０ｍｍから約６０ｍｍ〜１００ｍｍまでの範囲の直径で変化させることができ、弁を保持する構造の部分の内径は、約２０ｍｍ〜約２６ｍｍであり、高さは、弁１１０の弁尖が取り付けられるインプラント１００の部分において、約１６ｍｍから約２２ｍｍの範囲であることができる。いくつかの実施形態では、弁を保持する構造の部分の内径は、約１０ｍｍ〜約４５ｍｍの間であり得る。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、完全に膨張したときに、約３０ｍｍ〜約７０ｍｍ、好ましくは約３５ｍｍ〜約６０ｍｍの外径を有することができる。図４Ａを参照すると、図示の実施形態では、流入リング１０２および流出リング１０４のそれぞれは、約０．０９０インチの断面直径を有することができる。いくつかの実施形態では、流入リング１０２および流出リング１０４のそれぞれの断面直径は、約０．０６０インチ〜約０．１２０インチとすることができる。

インプラント１００は、膨張させることができ、半径方向拡張のために膨張バルーンを用いずに配置することができるので、ある構成では、僧帽弁２６は障害の持続時間を持たず、患者にはより多くの快適さを与え、医師にはインプラント１００を正確に適切に配置するより多くの時間を与える。インプラント１００は、塑性変形可能なステントまたは形状記憶金属ステントが行うように単一の配置選択を有する支持部材を利用しないので、インプラント１００は、必要に応じて移動可能であっても取り外し可能であってもよい。これは、以下により詳細に説明されるように、インプラント１００が送達カテーテル２００から恒久的に取り外されるまで、複数回行われ得る。さらに、インプラント１００は、送達カテーテル２００が外される前に、インプラント１００が適切な機能、封止およびサイズ、について検査されることを可能にする特徴を含むことができる。さらに、僧帽弁２６の輪は形状および向きが心周期全体にわたって変化するので、インプラント１００の心房リング１０６は、塑性変形可能なステントまたは形状記憶金属ステントと比較して、輪に追従して密封するのにより適している。膨張可能なインプラント１００はまた、形状記憶金属ステントと比較して、繰返し弾性負荷による疲労に対してより良好な耐性を有することができる。ある実施形態では、スカート１１２は、インプラント１００が膨張したときに、患者の解剖学的構造に（少なくとも部分的に）順応することができる。そのような構成は、患者の解剖学的構造とインプラント１００との間のより良好なシールを提供することができる。

図４Ｂを参照すると、インプラント１００の様々な形状は、人による解剖学的変形に最も適合するように製造することができる。例えば、心房リング１０６のサイズおよび向きは、患者の僧帽弁輪の幾何学的形状と一致するように選択することができる。インプラント１００の形状は、単純な円筒形、双曲面形、中央部に大きな直径を有し、一方または両方の端部に小さな直径を有する装置、漏斗型構成または本来の解剖学的構造に適合する他の形状を含むことができる。図示された実施形態では、心房リング１０６は、流入リング１０２を含む平面に対して約７度下に傾いた平面内にある。流入リング１０２に対する心房リング１０６の角度は、心房リング１０６が僧帽弁２６の弁輪に着座したとき、大動脈僧帽弁カーテン３６に対するインプラントの弁１１０の角度が本来の弁２６の解剖学的構造と一致するように選択することができる。ある実施形態では、心房リング１０６は、流入リング１０２を含む平面に対して約１°〜約１５°の範囲の角度だけ傾いた平面内にある。いくつかの変形例では、流入リング１０２は、流出リング１０４に対して実質的に平行である。いくつかの変形例では、流入リング１０２は流出リング１０４に対してある角度をなすことができる。特定の実施形態では、スカート１１２の上部１０５および底部１０７は、心房リング１０６が膨張したときの心房リング１０６の向きを決定するように構成される。

図４Ｃを参照すると、心房リング１０６は、楕円形であり、流入リング１０２および流出リング１０４に対してわずかに偏心していることができる。流入リング１０２および流出リング１０４は、互いに軸方向に並んで配置させることができる。図示された実施形態では、心房リング１０６は、５０ｍｍの長径および４０ｍｍの短径を有する楕円形である。しかしながら、インプラント１００は、他の構成を有することができる。例えば、心房リング１０６は、円形または多角形であることができる。さらに、流入リング１０２および流出リング１０４は、軸方向に互いに並んで配置される必要はない。いくつかの実施形態では、流入リング１０２および／または流出リング１０４は、楕円形または多角形であることができる。図示された実施形態は、短軸１２２に対して傾斜した心房リング１０６を示しているが、心房リング１０６は、長軸１２０または任意の他の軸に対して傾斜することができる。言い換えれば、流入リング１０２に最も近い心房リング１０６上の点は、心房リング１０６の外周上のどこにあってもよい。

図示した実施形態では、上述したように、インプラント１００は、周方向に１８０°離間して配置され、心房リング１０６の長軸１２０に沿って整列された一対のアンカー１１４を含む。しかしながら、アンカー１１４は、他の構成をとることができる。例えば、インプラント１００は、アンカー１１４を含まなくてもよいし、１つ、２つ、または３つ以上のアンカー１１４を含むこともできる。アンカー１１４は、心房リング１０６の周りに周方向に不均一に分布することができる。アンカー１１４は、心房リング１０６の短軸１２２に沿って整列されることができる。アンカー１１４は、心房リング１０６の長軸１２０または短軸１２２以外の位置でインプラント１００上に配置することができる。アンカー１１４は、組織を傷付けずに捕捉するように構成することができる。例えば、アンカーの先端は鈍くすることができる。いくつかの実施形態では、アンカー１１４は組織を突き刺すことができる。例えば、アンカーは、フックまたは尖った特徴を含むことができる。

図４Ｄを参照すると、インプラント１００は、上述のように、流入リング１０２が心房リング１０６に対してある角度になるように調整することができる。流入リング１０２は、心房リング１０６に対して流入角度１９０を形成することができる。いくつかの変形例では、流入角度１９０は、約０°〜約６０°の間であり得る。さらに、インプラント１００は、流出リング１０４が流入リング１０２および／または心房リング１０６に対してある角度になるように構成することができる。流出リング１０４は、心房リング１０６に対して流出角１９２を形成することができる。いくつかの変形例では、流出角度１９２は、約０°〜約６０°の間であり得る。いくつかの実施形態では、流出角度１９２は、流出リング１０４が弁尖の基部近くで僧帽弁２６の後尖３３に接触するように選択することができ、それにより心周期の間に後尖３３の先端部が動き、心室壁の近くの潜在的な流れの停滞の部位から血液を流すことを可能とする。さらに、上述したように、流出リング１０４は、左心房２４に向かって偏っており、流出リング１０４が後尖３３の動作および／またはＬＶＯＴを通る血流を妨害することを最小にすることができる。さらに、インプラント１００は、上記の流入リング１０２、心房リング１０６および／または流出リング１０４の間で相対角度を持って作られており、かつ／または、カフス１０８、スカート１１２および／または膨張可能な構造１０９の可撓性がある構造であるため、上述した流入リング１０２、心房リング１０６および／または流出リング１０４の間の相対角度の調整は、膨張可能な構造１０９が硬化し、流入リング１０２、心房リング１０６および／または流出リング１０４の間の関係を固定したときにその場で行うことができる。

いくつかの実施形態では、図４Ｅに示すように、流入リング１０２は、心房リング１０６と流出リング１０４との間に長手方向に挿入することができる。いくつかの実施形態では、心房リング１０６と流入リング１０２とは、互いに長手方向に重なっている。言い換えれば、インプラント１００は、流入リング１０２は心房リングに１０６に部分的にまたは完全に下流になるように構成することができる。ある変形例では、図４Ｆに示すように、流出リング１０４は、心房リング１０６に部分的にまたは完全に上流にあることができる。さらに、リング１０２、１０４、１０６の１つ以上を鞍型にすることができる。例えば、いくつかの変形例では、心房リング１０６は、左心房２４に面する心房リング１０６の部分が凹状になるように、湾曲させることができる。

図５Ａ〜５Ｃを参照すると、図示の実施形態では、インプラント１００は、１つ以上の膨張可能なリング１０２、１０４、１０６によって形成される膨張可能な構造１０９と、１つ以上の支柱１１５と、を含むことができる。膨張可能なリング１０２、１０４、１０６は、多数の異なる管状部材１１３（例えば、バルーンリングまたはトロイド）によって形成することができる。図示の実施形態では、インプラント１００は、カフ１０８の上面１０１における流入リング１０２、カフ１０８の底面１０３における流出リング１０４、および流入リング１０２および流出リング１０４の中間に配置される心房リング１０６を有する。流入リング１０２および流出リング１０４は、様々な方法のいずれかでカフ１０８に固定することができる。図５Ａおよび図５Ｃを参照すると、図示の実施形態では、流入リング１０２および流出リング１０４は、カフ１０８の上面１０１および底面１０３に形成された折り返し部１２６内に固定することができる。折り返し部１２６は、次に、縫合または縫い目１０２によって固定される。膨張すると、インプラント１００は、カフ１０８を張らせる流入リング１０２および流出リング１０４、並びにスカート１１２を張らせる心房リング１０６によって部分的に支持される。リング１０２、１０４、１０６および支柱１１５は、空気、液体または膨張媒体によって膨張させることができる１つ以上の膨張可能なチャネル１１７を形成することができる。リング１０２、１０４、１０６は別個の膨張可能なチャネル１１７ａ、１１７ｂ、１１７ｃを含むことができ、それにより各膨張可能なチャネル１１７またはリング１０２、１０４、１０６を他のリング１０２、１０４、１０６とは独立に膨張させることができる。上述したように、本明細書に記載された多くの実施形態では、支柱１１５などの膨張可能な構造の構成要素は膨張可能であり、ある構成では、支柱１１５、流入リング１０２、流出リング１０４、および／または心房リング１０６の１つ以上が、ワイヤ、バー、または自己拡張性および／またはバルーン拡張性であることができ、金属製であり得る円周ステントのような非膨張性の支持要素で形成されるか、またはそれを含む。

膨張チャネル１１７および／またはリング１０２、１０４、１０６に挿入される膨張媒体は、インプラント１００に構造を提供するために、加圧され、かつ／または現場で固化することができる。膨張可能な構造１０９は、所望の性能に応じて様々な膨張媒体のいずれかを用いて膨張させることができる。ある実施形態では、膨張媒体は、水または水性溶液などの液体、ＣＯ_２などの気体、または、第１の比較的低い粘度で膨張チャネル１１７に導入され、第２の比較的高い粘度に変換されることができる硬化可能な媒体を含むことができる。粘度増強は、様々な既知のＵＶ開始または触媒開始重合反応のいずれか、または当該技術分野で公知の他の化学的システムによって達成することができる。粘度増強プロセスの終点は、所望の性能および耐久性に応じて、ゲルから硬質構造の範囲に硬さをもたらしてもよいある構成では、有用な膨張媒体は、一般に、複数の成分の混合によって形成され、数十分から約１時間、ある実施形態では約２０分から約１時間の硬化時間を有するものを含む。そのような材料は、生体適合性であり、長期安定性（例えば、生体内で少なくとも１０年程度）を示し、可能な限り塞栓リスクが低く、十分な機械的特性を示し、硬化前および硬化後において、生体内のカフのサービスに適していてもよい。例えば、そのような材料は、固化すなわち硬化前に比較的低い粘性を有して、カフおよびチャネル充填プロセスを容易にすることができる。ある実施形態では、そのような膨張媒体の望ましい硬化後弾性率は、カフの臨床的に適切な耐キンク性を維持しながら、充填体が生体内で適切なシールを形成する必要性のバランスをとる、約５０〜約４００ｐｓｉである。膨張媒体は、急性および慢性の両方の放射線不透過性であり得る。膨張媒体の他の実施形態はＰｅｒｅｒａらの米国特許公開第２０１２／００２２６２９号に見ることができ、その開示内容は、参照によりその全体が本明細書に明示的に組み込まれる。

膨張チャネル１１７は概ねカフ１０８を取り囲み、膨張チャネル１１７は別個の管状部材１１３（例えばバルーン）によって形成することができるので、これらの膨張チャネル１１７の取り付けまたは封入はカフ材料と緊密に接触することができる。いくつかの実施形態では、図５Ｃに示すように、膨張チャネル１１７は、折り返し部１２６、すなわちカフ１０８に縫い付けられたカフ材料で作られた内腔内に封入される。これらの膨張チャネル１１７は、カフ材料を封止してカフ１０８自体を包囲する内腔を形成することによって形成することもできる。例えば、ダクロンのような多孔質材料にシリコーン層のような材料を加えることによって、布は流体の浸透に耐性を有する、すなわち封止しても圧力を保持することができる。また、シートまたは筒状材料に材料を加えて液密バリアを作ることもできる。

いくつかの実施形態では、インプラント１００に別個の管状部材１１３が設けられておらず、代わりに、カフ１０８および／またはスカート１１２の織物が膨張チャネル１１７を形成することができる。例えば、一実施形態では、インプラント１００の所望の最終直径に類似した直径の２つの織物チューブが、互いに同軸に配置される。２つの織物チューブは、膨張可能な構造１０９の幾何学的形状を作るのに適したチャネル１１７のパターンで互いに縫合、溶着、接着、または他の方法で結合される。いくつかの実施形態では、織物チューブは、織物チューブが環状リングすなわちトロイド（例えば、流入リング１０２）を形成するパターンで、互いに縫い合わされる。いくつかの実施形態では、インプラント１００の中間部は、ステップ関数パターンで成形された１つ以上の膨張チャネル１１７を含む。いくつかの実施形態では、インプラント１００の中央部で織物チューブが縫い合わせられて、インプラント１００の端部に垂直な膨張チャネル１１７を形成する。インプラント１００のある構成要素を製造する方法の追加の実施形態は、を見出すことができるＢｉｓｈｏｐらの米国特許公開第２００６／００８８８３６号に見出すことができ、その開示は、その全体が本明細書に明示的に組み込まれる。

図５Ｂを特に参照すると、図示された実施形態では、流入リング１０２の膨張チャネル１１７がいくつかの支柱１１５の膨張チャネル１１７と流体連通するように、流入リング１０２と支柱１１５とを接合することができる。流出リング１０４の膨張チャネル１１７も、流出リング１０４の膨張チャネル１１７およびいくつかの支柱１１５と連通するように接合することができる。図示の実施形態では、心房リング１０６は、流入リング１０２の膨張チャネル１１７と流体連通している。いくつかの変形例では、心房リング１０６は、いくつかの支柱１１５と連通しているが、流入リング１０２および流出リング１０４から隔離されている。このように、（ｉ）流入リング１０２およびいくつかの支柱１１の膨張チャネル１１７は、（ｉｉ）流出リング１０４およびいくつかの支柱１１５から独立して膨張することができる。いくつかの実施形態では、流入リング１０２の膨張チャネル１１７は、支柱１１５の膨張チャネルと連通し、一方、流出リング１０４の膨張チャネル１１７は支柱１１５の膨張チャネル１１７と連通していない。当業者であれば、膨張チャネル１１７は、リングおよび／または支柱を膨張可能構造１０９の他の構成要素と順番に、または独立して膨張させることができるように構成することができることを理解するであろう。以下でより詳細に説明するように、２つのグループの膨張チャネル１１７を独立したＰＦＬチューブ１３２に接続して、チャネル１１７を容易に独立して膨張させることができる。変形形態では、膨張可能な構造１０９は、より少ない（すなわち、１つの共通膨張チャネル１１７）またはより独立した膨張チャネル１１７を含むことができることを理解されたい。例えば、一実施形態では、流入リング１０２、支柱１１５および流出リング１０４の膨張チャネル１１７は、すべて単一の膨張装置から膨張できるように、互いに流体連通することができる。他の実施形態では、流入リング１０２、支柱１１５および流出リング１０４の膨張チャネル１１７はすべて分離され、したがって３つの膨張装置を利用することができる。

図５Ｂを参照すると、図示された実施形態では、流入リング１０２および流出リング１０４のそれぞれは、特定の構造では、約０．０９０インチの断面直径を有することができる。支柱１１５は、約０．０６０インチの断面直径を有することができる。いくつかの実施形態では、膨張チャネル１１７内には、単一方向の流体の漏れまたは通過を伴わずに加圧を可能にするバルブシステムも収容される。図５Ｂに示す実施形態では、２つの端部バルブまたは膨張バルブ１１９が、接続ポート１３０に隣接する膨張チャネル１１７の各端部に存在する。接続ポート１３０は、図５Ｂに示すように、流入リング１０２および／または流出リング１０４の外径の半径方向内側に配置することができる。いくつかの変形例では、接続ポート１３０は、流入リング１０２および／または流出リング１０４の外径の半径方向外側に配置することができる。いくつかの実施形態では、ＰＦＬチューブ１３２は、インプラント１００の底面１０３を覆うスカート１１２の部分の穴を通して接続ポート１３０にアクセスする。端部バルブ１１９は、生理食塩水、造影剤および膨張媒体のような流体を充填および交換するために利用することができる。この膨張チャネル１１７の長さは、インプラント１００のサイズおよび形状の複雑さに応じて変化させてもよい。膨張チャネルの材料は、ナイロン、ポリエチレン、ペバックス、ポリプロピレンまたは加圧を維持する他の一般的な材料のような材料から、熱および圧力を用いて吹き込むことができる。導入される流体は、流体がなければインプラント１００が輪郭の定まらない織物および組織の組立体である支持構造１０９を形成するために使用される。一実施形態では、膨張チャネル１１７は、蛍光透視法による放射線不透過物の可視化のために生理食塩水および造影剤で最初に満たされる。これにより、インプラント１００を移植部位に容易に位置決めすることができる。この流体は、エンドフレーターまたは制御された方法で流体を加圧する他の手段のような膨張装置を用いて、カテーテル２００の近位端から導入される。この流体は、カテーテル２００の近位端から、接続ポート１３０において各膨張チャネル１１７の端部でインプラント１００に接続されたＰＦＬチューブ１３２を通って移送される。

引き続き図５Ａを参照すると、傍聴チャネル１１７は、インプラント１００が圧縮されたときまたは収縮状態にあるときにインプラント１００の断面輪郭が縮小されるように構成することができる。膨張チャネル１１７は、ステップ関数パターンで配置することができる。膨張チャネル１１７117は、位置および充填内腔（ＰＦＬ）チューブ１３２（図６Ａおよび６Ｃ参照）を介して送達カテーテル２００に連結するための３つの接続ポート１３０を有することができる。いくつかの実施形態では、接続ポート１３０の少なくとも２つが膨張ポートとして機能し、空気または液体などの膨張媒体がこれらのポートを介して膨張チャネル１１７に導入されることができる。ＰＦＬチューブ１３２は、適切な接続機構を介して接続ポート１１７に接続することができる。一実施形態では、ＰＦＬチューブ１３２と接続ポート１１７との間の接続は、ねじ接続である。いくつかの実施形態では、膨張バルブ１３４が接続ポート１３０内に存在することができ、ＰＦＬチューブ１３２が外され後に空気または液体などの膨張媒体が膨張チャネル１１７から漏れるのを止めることができる。接続ポート１３０のさらなる詳細および実施形態は、Ｒｏｂｉｎらの米国特許公開第２０１２／００１６４６８号に見出すことができ、その開示は、参照によりその全体が本明細書に明示的に組み込まれる。

図５Ｂを参照すると、図示の実施形態では、膨張チャネル１１７は、各端部に端部バルブ１１９（すなわち、膨張バルブ）を有することができ、それによって膨張チャネル１１７をＰＦＬチューブ１３２（図６Ａ〜６Ｄに示す）から分離し、よってカテーテル２００をインプラント１００から取り外すことができる。この接続は、ねじ接続、コレットシステム、締まり嵌め、または２つの構成要素（すなわち、端部バルブ１１９およびＰＦＬバルブ１３２）の間の確実な固定のための他の装置および方法であることができる。膨張チャネル１１７の端部の間には、流体が単一の方向に通過することを可能にする追加の一方向バルブ１２１があってもよい。これは、膨張チャネル１１７の各端部の充填および一方向への流体の移動を可能にする。インプラント１００は、それぞれ端部バルブ１１９を有する２つの接続ポート１３０を含むことができる。ＰＦＬチューブ１３２は、２つの接続ポート１３０のそれぞれに接続されることができ、それによって、第１のＰＦＬチューブ１３２を介して注入された媒体が、膨張可能な構造１０９を通って流れ、第２のＰＦＬチューブ１３２を通って膨張可能な構造１０９を出るフローループを形成する。２つの接続ポート１３０を接続するフローループ内に一方向バルブ１２１を配置することによって、膨張可能な構造１０９の構成要素を選択的に膨張させることができる。例えば、一方向バルブ１２１は、第１の接続ポート１３０から第２の接続ポート１３０への方向の流れは可能にするが、第２の接続ポート１３０から第２の接続ポート１３０への方向への流れは可能にしない。膨張媒体を第１の接続ポート１３０に注入することで、一方向バルブ１２１が膨張可能な構造１０９の下流の構成要素に流れを通過させるので、膨張可能な構造１０９の構成要素を順番に膨張させることができる。膨張媒体を第２の接続ポート１３０に注入することで、一方向バルブ１２１は膨張媒体が上流の構成要素に到達するのを阻止するので、一方向バルブ１２１の下流にある膨張可能な構造１０９の構成要素のみが膨張される。このようにして、インプラント１００は、膨張可能構造１０９の選択した部分が膨張可能構造１０９の他の部分とは独立して膨張することを可能にする接続ポート１３０および一方向バルブ１２１を含むことができる。いくつかの実施形態では、心房リング１０６は、流入リング１０２および流出リング１０４とは独立して膨張することができる。いくつかの変形例では、心房リング１０６は流入リング１０２と連続して膨張し、その一方、流出リング１０４および／または支柱１１５は流入リング１０２および心房リング１０６とは独立して膨張する。

インプラント１００が所望の位置に配置され、生理食塩水および造影剤で膨張されると、この流体は、固化または硬化する膨張媒体によって置換されることができる。膨張媒体がカテーテル２００の近位端から導入されることができるので、生理食塩水および造影剤を含む流体は、膨張チャネル１１７の一端から押し出される。膨張媒体が第１の流体を完全に置換すると、ＰＦＬチューブ１３２は、インプラント１００が膨張し加圧されたままインプラント１００から取り外される。インプラント１００内の圧力は、膨張チャネル１１７の各端部の一体バルブ（すなわち、端部バルブ１１９）によって維持され得る。図５Ｄに示す実施形態では、端部バルブ１１９は、接続時には流体を通過させ、取り外し時にはシールするために、ボール１２３を有することができる。ある場合には、インプラント１００は、３つ以上の接続ポート１３０を有するが、２つだけに膨張バルブ１１９が取り付けられている。端部バルブ１１９を備えない接続ポート１３０は、ねじ要素のような同じ取り付け装置を使用することができる。図示の実施形態では、この接続ポート１３０は、支持構造１０９およびその充填物との連通に使用されないので、膨張バルブ１１９は必要ない。他の実施形態では、３つの接続ポート１３０のすべてが、流体または膨張媒体を導入するために膨張バルブ１１９を有することができる。

図５Ｄを参照すると、端部バルブシステム１１９は、密閉機構を形成するために、軟質シール１２７および球状のボール１２３を備えた管状部１２５を備えることができる。一実施形態の管状部１２５は、長さが約０．５ｃｍから約２ｃｍであり、約０．００５インチから約０．０４０インチの壁厚を有する約０．０１０インチから約０．０９０インチの外径を有する。この材料としては、ナイロン、ポリエチレン、ペバックス、ポリプロピレンなどの多数のポリマー、またはステンレス鋼、ニチノールまたは医療機器に使用される他の金属材料のような他の一般的な材料を挙げることができる。軟質シール材料は、硬化が起こる液体シリコーンまたは他の材料として導入することができ、したがってシール材料を通って中心管腔をコアリングまたはブランキングすることによって貫通孔を構成することができる。軟質シール１２７は、流体の流れのための貫通孔を有する管状部材１２５の壁の内径に接着することができる。球状のボール１２３は、管状部材１２５の内径内で動くことができ、そこでは、膨張チャネル１１７内の一端封止圧力で着座し、ＰＦＬチューブ１３２の導入に伴って他の方向に動かされるが、止めリングすなわちボールストッパ１２９が球状ボール１２３を膨張チャネル１１７内に移動させないように保持する。ＰＦＬチューブ１３２が接続ポート１３０にねじ込まれると、球状ボール１２３は開放位置に移動され、傍聴チャネル１１７とＰＦＬチューブ１３２との間の流体連通を可能とする。取り外されると、ボール１２３は軟質シール１２７に逆らって移動することができ、インプラント１００が加圧されたままの状態で、膨張チャネル１１７の外部の流体連通を停止させることができる。さらなる実施形態は、スプリング機構を利用してボールを密封位置に戻すことができ、また、球状ボールではなく他の形状の密封装置を使用することができる。ダックビル式密封機構またはフラップバルブを使用して流体の漏れを止め、インプラントに閉鎖システムを提供することもできる。端部バルブシステムの追加の実施形態は、Ｂｉｓｈｏｐらの米国特許公開第１００９／００８８８３６号に記載されており、これは参照により本明細書に組み込まれる。

図６Ａ〜６Ｄを参照すると、アンカー１１４は、アンカー１１４を螺旋形態または展開形態に駆動する１つ以上の芯部材１３１を含むことができる。コア部材１３１は、アンカー１１４のケーシング１３３内に封入されたプラスチックまたは金属の可撓性のある部品（例えば、ニチノールなどの形状記憶合金）であってもよい。いくつかの実施形態では、ケーシング１３３は、底部シート１３７に縫い付けまたは他の方法で取り付けられる上部シート１３５を含み、芯部材１３１は、上部シート１３５および底部シート１３７の間に挟まれている。いくつかの実施形態では、芯部材１３１は、図６Ｂに示すように、ケーシング１３３を芯部材１３１の周りに巻いてケーシング１３３をそれ自体に縫合または他の方法で取り付けることによって形成される折り返し部１３９内に収容されることができる。以下に述べるように、コア部材１３１は、アンカー１１４の輪郭を減少させる直線形態（図６Ｃに示されるような）にさせられることができ、インプラント１００を送達カテーテル２００内にコンパクトに格納することを可能にする。

図６Ａを参照すると、アンカー１１４は、アンカー１１４をインプラント１００に取り付けるための基部１１６を有することができる。基部１１６は、縫い付け、接着、溶着または他の方法でインプラント１００に取り付けることができる。基部１１６は、スカートの下部１０７、カフの内面１０８ａ、および／またはカフ１０８の外面に取り付けられている。アンカー１１４は先端部１１８を有することができる。先端部１１８は、図６Ｄに示すように、アンカー１１４が拘束されていないときに、基部１１６に向かって螺旋形態に自由にカールすることができ、それによって、先端部１４３が包囲または他の方法で組織を捕捉することを可能にする。いくつかの実施形態では、アンカー１１４は、図６Ｅに示すように、アンカー１１４の周囲と実質的に平行なループを形成する芯部材１３１を含む。一実施形態では、芯部材１３１は、プラスチックまたは金属（例えば、ニチノールなどの形状記憶合金）で形成されたワイヤ片から形成することができ、図６Ｅの実施形態では、ワイヤはループを形成することができる。アンカー１１４の先端部１１８は、鈍くすることができる。ループとされた芯部材１３１の先端部は、アンカー１１４が拘束されていないときに基部１１６って丸まることができる。

引き続き図６Ａを参照すると、コア１３１は様々な構成を有することができる。例えば、コア１３１は、アンカーの中間線に沿って中心に配置することができる。いくつかの変形例では、コア１３１は、アンカー１１４の側縁部に長く配置することができる。コアは、ベース部１４１から先端部まで延びることができる。いくつかの変形例では、アンカー１１４は、複数の芯部材１３１を含むことができる。コア１３１は、互いに実質的に平行であってもおいし、または異なる向きに配置されてもよい。コア１３１は、直線に沿って延びていてもよいし、湾曲していてもよい。図示の実施形態では、アンカー１１４はひし形である。しかしながら、アンカー１１４は、他の形状を有するように構成することができる。例えば、先端部１４３は、それぞれが芯部材１３１を含む複数のフィンガを有することができる。先端１４３は、扇形に広がるか、または鈍くして、組織を非侵襲的に捕捉することができる。アンカー１１４は、コア１３１を直線形態と螺旋形態との間で変化させることを可能にする膨張チャネルを含むことができる。

図７は、本明細書に記載のインプラント１００の実施形態に使用することができるアンカー１１４Ａの他の実施形態を示す。アンカー１１４Ａは、以下で異なる説明を除いて、上述したアンカー１１４と同様とすることができる。アンカー１１４Ａの特徴は、アンカー１１４または本明細書で論じられる他の任意の実施形態と組み合わせたり、または組み入れたりすることができる。図７に示すように、図示の実施形態では、アンカー１１４Ａは、基部１７０および脚部１７２を備えることができる。基部１７０は、インプラント１００のスカート１１２の底部１０７に縫い付け、または他の方法で取り付けられることができる。脚部１７２は、例えば、ニチノールまたはポリマー材料のような可撓性材料で形成することができ、脚部１７２が基部１７０に向かって折り畳まれた折り畳み状態を有することができる。１つの構成では、アンカー１１４Ａは、両端が共に圧着された１本のワイヤから形成することができる。特定の構成では、ワイヤは、図７に示す構成に熱処理することができる。脚部１７２は、縫合糸５００または他の固定装置によって、畳まれた状態でインプラントに固定することができる。固定装置から解放されると、脚部１７２は基部１７０から飛び離れることができ、それによって、インプラント１００を本来の僧帽弁に着座させるのを助け、かつ、インプラント１００が左心房に移動するのを阻止する支持構造を作り出す。

引き続き図７を参照すると、基部１７０は、第１の脚部１７１Ａおよび第２の脚部１７１Ｂを有することができる。第１の脚部１７１Ａおよび第２の脚部１７１Ｂは、ブリッジ１７３によって互いに結合することができる。図７に示すように、ブリッジ１７３は、心房リング１０６に向けられた頂点を有する曲げ部を含むことができる。いくつかの構成では、第１の脚部１７１Ａおよび第２の脚部１７１Ｂは、ブリッジ１７３によって互いに結合されない。
いくつかの実施形態では、ブリッジ１７３は、流出リング１０４に向けられた頂点を有することができる。図７に示すように、アンカー１１４Ａは、第１の突出部材１７５Ａと第２突出部材１７５Ｂとを備えている。第１の突出部材１７５Ａおよび第２の突出部材１７５Ｂは、支柱１７７によって互いに結合することができる。図７に示すように、支柱１７７は、スカート１１２から離れる方向に向けられた頂点を有する曲げ部を含むことができる。いくつかの構成では、第１の突出部材１７５Ａおよび第２の突出部材１７５Ｂは、支柱１７７によって互いに結合されていない。いくつかの実施形態では、支柱１７７は、スカート１１２に向けられた頂点を有することができる。図示の実施形態では、第１の脚部１７１Ａは、第１の結合部１７９Ａによって第１の突出部材１７５Ａに結合され、第２の脚部１７１Ｂは、第２の結合部１７９Ｂによって第２の突出部材１７５Ｂに結合されている。いくつかの構成では、アンカー１１４Ａは、第１の結合部１７９Ａおよび第２の結合部１７９Ｂのうち一方のみを有することができる。

図８Ａ〜８ＣCは、第１のアンカー３１４Ａおよび第２のアンカー３１４Ｂを備える、アンカー１１４Ｂの他の実施形態を持つ上述したインプラント１００を示す。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂ特徴は、本明細書で説明するインプラント１００の実施形態のいずれかと組み合わせたり、または組み込んだりすることができる。上述のように、インプラント１００は、流入リング１０２と流出リング１０４との間に延びるカフすなわち本体１０８を含むことができる。カフ１０８は、カフ１０８に連結された弁１１０を支持するように構成することができる。カフ１０８は、流入リング１０２および流出リング１０４に対応する流入端部および流出端部を有する管状であってよい。カフ１０８の内面１０８ａは、血液がインプラント１００を通って流れることができる流路を画定することができる。弁１１０は、カフ１０８の内面１０８ａによって画定される流路内に配置された１つ以上の弁尖１１１を含むことができる。いくつかの実施形態では、弁１１０は、その端部でカフ108に縫合あるいは他の方法で連結され得る１つ以上の弁尖１１１を含む組織弁である。図８Ａ〜８Ｃに示されるインプラント１００のさらなる詳細、変更された実施形態および構成要素は、本明細書の記述および添付図面に見出すことができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、インプラント１００との関連で説明されているが、インプラントがステントベースの支持構造を含み、かつ／または膨張可能な支持構造を含まない実施形態を含むインプラント１００の他の構成および変更された実施形態と共に有用性を見出すこともできる。

例示された実施形態では、インプラント１００は、図８に示す構成では第１のフープ構造１８０および第２のフープ構造１８２を含むフープ構造１８１によって互いに接続された第１のアンカー３１４Ａおよび第２のアンカー３１４Ｂを含むことができる。図示した実施形態では、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、単一の可撓性材料片によって形成することができる。一実施形態では、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、金属または合金で作られ、一実施形態では、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、ニチノールのような形状記憶合金または超弾性合金で作られている。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよび／またはフープ構造１８０、１８２は、例えばチタン合金のような高強度低弾性金属で作られる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよび／またはフープ構造１８０、１８２は、０．０３０インチの直径を有するワイヤで作ることができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよび／またはフープ構造１８０、１８２は、約０．００５インチ〜０．０８０インチの範囲の直径を有するワイヤで作ることができる。ある構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよび／またはフープ構造１８０、１８２は、約０．０１０インチ〜０．０５０インチの範囲の直径を有するワイヤで作ることができる。

アンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、単一の材料片で形成される必要はなく、また、すべて一緒に接続される必要もない。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、例えば圧着された圧着チューブ１８３内に反対側の端部を挿入することによって、互いに反対側の端部が一緒に圧着される単一のワイヤによって形成される。他の実施形態では、反対側の端部は、溶着または他の方法で互いに結合することができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、チューブからレーザ切断された一体構造である。１つの特定の実施形態では、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、端部が一緒に圧着されてフープ構造を形成する単一のワイヤから形成され、そのフープ構造は、例えば圧着された圧着チューブ１８３内に反対側の端部を挿入することによって形成される。１つの特定の実施形態では、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ並びに第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、形状記憶合金またはニチノールなどの合金で作られた、端部が一緒に圧着てフープ構造を形成する単一のワイヤから形成される。ある実施形態では、ワイヤは、図８Ａ〜８Ｃに示される構成に熱処理することができる。

いくつかの構成では、第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、流出リング１０４の近傍のインプラント１００に取り付けることができる。例示の実施形態では、フープ構造１８０、１８２は、縫合または縫い付け５０２を用いてインプラント１００に連結することができる。図示された実施形態では、第１および第２のフープ構造１８０、１８２は一緒に見て、楕円形、長円形またはアーチ形を有することができる。いくつかの構成では、第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、円または楕円の円周の少なくとも一部を画定する形状を有することができる。図示の実施形態では、インプラント１００は、周方向に互いに１８０°離間して配置された２つのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを有する。いくつかの構成では、インプラント１００は、１つ、３つ、または４つ以上のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを含むことができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、インプラント１００の周方向に不均一に分布することができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、同一の形状を有することができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは異なる形状を有することができる。例えば、左の三角部４０（図2に示す）の近くに並んで配置されるアンカー３１４Ａは、右の三角部４２（図2に示す）の近くに並んで配置されるアンカー３１４Ｂと比較して、より長い輪郭またはより短い輪郭を有することができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの形状は、インプラント１００が着座する僧帽弁輪の構造に従って調整することができる。図示した実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂはわずかに異なる外観を有する。例えば、右のアンカー３１４Ｂの遠方のワイヤは、左のアンカー３１４Ａの遠方のワイヤと比較してよりよく見える。言い換えれば、右のアンカー３１４Ｂの近いワイヤが右のアンカー３１４Ｂの遠方のワイヤの視界を遮るよりも、左のアンカー３１４Ａの近いワイヤが左のアンカー３１４Ａの遠方のワイヤの視界を遮る。これは、左右のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが周方向に正確に１８０°離間していないこと、および左右のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂがわずかに異なる形状を有することができるからである。

分かり易くするために、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよびフープ構造１８０、１８２の説明を簡単にするために座標系を定義する。図８Ａに示すように、縦軸１８４を、インプラント１００の長手軸に沿って配置することができ、これは通常、インプラント１００を通る血流の方向に対応することができる。図８Ｂを参照すると、中間軸１８６を、流出リング１０４の平面内で第１および第２のフープ構造１８０、１８２の間に並行に配置することができる。図８Ｂに示すように、横軸１８８を、流出リング１０４の面内で中間軸１８６に垂直に配置することができる。中間軸１８６および横軸１８８は、両方とも縦軸１８４に垂直な平面内にあることができる。この平面は、「流出面」と呼ぶことができる。

引き続き図８Ｂを参照すると、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、第１および／または第２のフープ構造１８０、１８２の端部に配置することができる第１の曲げ部１９１を含むことができる。第１の曲げ部１９１は、流出リング１０４の周囲から縦１８４に向かって内側に湾曲することができる。第１の曲げ部１９１は、図８Ｂに示すように、縦軸１８４に向かって延びる延長部１９２に推移することができる。図示の実施形態では、延長部１９２は、上述したように、インプラント１００を送達カテーテル２００のＰＦＬチューブ１３２に接続するのに使用される接続ポート１３０とほぼ同じ半径方向距離に配置される。いくつかの構成では、第１の曲げ部１９１および延長部１９２は、実質的に流出面内に位置することができる。しかしながら、いくつかの実施形態では、第１の曲げ部１９１および／または延長部１９２の少なくとも一部は、流出面の外側に延びることができる。

アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂを延長部１９２に接続する第２の曲げ部１９４を含むことができる。図８Ａおよび８Ｂを参照すると、第２の曲げ部１９４の少なくとも一部分は、流出リング１０４の内周の半径方向内側に延びることができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの少なくとも一部は、流路（例えば、弁１１０の弁輪）内に配置される。したがって、図８Ａおよび８Ｂに示すように配置されるので、最終位置または停止位置では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの少なくとも一部は、インプラント１００の流出リング１０４に対して内側に位置される。図８Ｃに示すように、第２の曲げ部１９４は、流出面に対して斜めにすることができる。いくつかの実施形態では、第２の曲げ部１９４は、第２の曲げ部１９４が流出面に対して実質的に垂直になるように構成することができる。例えば、第２の曲げ部１９４は、第２の曲げ部１９４の最も遠位部分１９５（図８Ａに示す）が延長部１９２（図８Ｂに示されている）の上に垂直に位置するように形成することができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂを見る別の方法は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが、フープ構造１８１（図８Ａに示す）から内側に延び、次いでフープ構造１８１から下向きに曲がり、次いで外側にフープ構造１８１から離れて曲がり、各アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８がフープ構造１８１の上方かつフープ構造１８１に対して外側に位置するように上方向に曲がる一対の曲げ部をそれぞれ含む一対のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを含むことができるということである。

アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、図８Ａに示すように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの第２の曲げ部１９４と先端部１１８との間に介在する第３の曲げ部１９６を含むことができる。図示した実施形態では、第３の曲げ部１９６は、第２の曲げ部１９４の湾曲とは反対に湾曲しており、アンカー３１４Ａ、３１４ＢをＳ字形状にすることができる。以下により詳細に説明するように、先端部１１８はパッド１９８を含むことができる。パッド１９８は、図８Ａに示すように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの頂端部に配置することができる。パッド１９８は、規格に適合した材料（例えば、シリコーン）で作ることができる。いくつかの構成では、パッド１９８は、周囲の組織に対してアンカー３１４Ａ、３１４Ｂによって引き起こされる外傷を低減するように構成される。

アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、カバー１９９を含むことができる。カバー１９９は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの一部を覆うことができる。図示された実施形態では、カバー１９９は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８付近のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを覆うが、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの基部１４１の近くのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂは覆わない。以下により詳細に説明するように、カバー１９９は、インプラント１００をその場で固定するためにアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開されるとき、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂに組織（例えば、腱索）が閉じ込められるのを回避するように構成することができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの基部１４１と周囲組織との間の鬱血を防止するため、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの基部１４１はカバー１９９によって覆われない。

第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、先端部１１８を心房リング１０６から離すことによってアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長位置に動かされるとき、インプラント１００に加わる応力をより良好に分散させるようにすることができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂを伸長位置に動かすことによってインプラント１００の輪郭を減少させることができる。以下により詳細に説明するように、インプラント１００を送達カテーテル（図９Ａに示す）に装填するために、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂを伸長形態に移動させることができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、頂部リング１０６から離れるように向けられた力を先端部１１８に加えることによって、伸長形態に移動させることができる。

先端部１１８が心房リング１０６から遠ざかると、第２の曲げ部１９４が開き、延長部１９２に反作用力を発生させる。延長部１９２に働く反作用力は、第１および第２のフープ構造１８０、１８２にトルクを発生させる。トルクは、第２および第２のフープ構造１８０、１８２をねじる傾向がある。図８Ｂから理解されるように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長位置に向かって移動すると、第１のアンカー３１４Ａによって第１のフープ構造１８０に働くトルクは、第２のアンカー３１４Ｂによって第１のフープ構造１８０に働くトルクによって相殺される。したがって、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、第１のフープ構造１８０のいずれかの端部を、正味のねじれが第１のフープ構造１８０に働かないように、反対方向にねじる傾向がある。このようにして、第１および第２のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、延長部１９２を第１のフープ構造１８０のいずれかの端部で安定化させることを助け、また、延長部１９２を流出面に維持するのを助けることができる。したがって、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長位置に動かされると、流出リング１０４は、実質的に円形の形状または開いた構造を維持することができる。フープ構造１８０、１８２は、弁１１０を通る流路を維持するのを助けることができ、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態にあるときに弁１１０を通る流路が実質的に減少するのを防止するのを助けることができる。

図８Ｄは、第１の曲げ部１９１が、フープ構造１８０と延長部１９２との間の角度を特徴付ける曲げ角度１９７を有することができることを示す。いくつかの構成では、曲げ角度１９７は９０°未満であり得る。いくつかの実施形態では、曲げ角度１９７は９０°より大きくてもよい。図８Ｂに示す実施形態の曲げ角度１９７は約９０°である。９０°の曲げ角度によって延長部１９２のモーメントアームが最大化されるので、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態に動かされると、９０°の曲げ角度は最大ねじりおよび荷重の広がりを提供する。曲げ角度１９７を９０°未満に減少させると（例えば、延長部１９２"を参照）、フープ構造１８０のねじれおよび荷重の広がりは減少するが、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの横方向の動きが安定する傾向がある。ここで、横方向の動きとは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８の、中間軸１８６から離れる動きである。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの横方向の動きは、インプラント１００の意図された位置に対してインプラント１００を相対的に変える（例えば、縦軸１８４の周りに回転させる）ので、望ましくない可能性がある。

図８Ｂに示された実施形態を再び参照すると、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、周方向に180°離れ、ある実施形態では周方向１８０°に対して１０°以内離れ、ある実施形態では周方向１８０°に対して２０°以内離れており、これによりインプラント１００が中間軸１８６の周りへ回転する能力を低下させることができる。多くの実施形態では、心房リング１０６は、インプラント１００を安定化させ、インプラント１００が中間軸１８６周りに回転しにくくすることができる。説明したように、インプラント１００が本来の位置で移植されるとき、心房リング１０６は、僧帽弁輪の心房面にしっかりと着座することができる。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、中間軸１８６周りの回転に抗する能力を高めるために、周方向に離間した３つ以上のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂ（例えば、３つのアンカー３１４Ａ）を含むことができる。図８Ｂに示すように、インプラント１００は、上述したように、血流のための経路を画定する内面１０８ａを有する管状カフ１０８を含むことができる。弁１１０は、経路内に配置され、管状カフ１０８に結合されることができる。弁１１０は、上述のように、１つ以上の弁尖１１１を含むことができる。１つ以上の弁尖１１１は、カフ１０８の内面１０８ａに取り付けることができる。１つ以上の弁尖１１１は、インプラント１００を通る第１の軸方向の流れを可能にし、第１の軸方向と反対の第２の軸方向への流れを阻止する。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、例えば、上述のように、縫合および／または縫い付け５０２によって、管状カフ１０８に取り付けることができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、弁１１０を第２の軸方向から見たとき、屈曲部を含むことができ、その屈曲部は、少なくとも一部がカフの内面１０８ａの半径方向内側に延びるような形状を有することができる。

図８Ａ〜８Ｄの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、本明細書に記載され図示された実施形態のインプラント１００と組み合わせて示されている。しかしながら、ある実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、異なる構成またはタイプのインプラントとともに使用することができることを理解されたい。例えば、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、ステント型支持構造を利用するインプラントのような他のインプラントと組み合わせて使用することができる。

上述したように、流入リング１０２および流出リング１０４は、互いに、かつ心房リング１０６と独立して膨張することができる。別個の膨張は、移植部位へのインプラント１００の配置中に有用である。いくつかの実施形態では、心房リング１０６は、流入リング１０２および流出リング１０４の膨張前に膨張して、弁１１０を膨張させる前にインプラント１００を着座させることができる。いくつかの変形例では、インプラント１００が本来の僧帽弁２６の輪に配置されている間、血液が弁１１０を通って流れることができるように、流入リング１０２および流出リング１０４を、心房リング１０６の膨張前に膨張させることができる。

送達の間、カフ１０８およびスカート１１２は、薄く柔軟であり、送達シース（図９Ｂに示す）の内側にフィットするコンパクトな形状を提供する。したがって、カフ１０８およびスカート１１２は、好ましくは、生体適合性であり、天然組織との界面における組織の成長を助けることができる、薄く柔軟な材料で形成される。材料のいくつかの例は、ダクロン、ｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ、ＴＦＥ、およびステンレス鋼、白金、ＭＰ３５Ｎ、ポリエステルまたは他の移植可能な金属またはポリマーなどの織物材料であってもよい。図４Ａを参照して上述したように、インプラント１００は、本来の弁がスカート１１２の壁の下に排除されることを可能にするために、管状または漏斗形状を有してもよい。カフ１０８およびスカート１１２内で、膨張チャネル１１７は、膨張媒体の送達のためにカテーテル内腔（例えば、ＰＦＬチューブ１３２）に接続されて、インプラント１００に構造を画定し追加することができる。血液などの流体が単一方向に流れることができるように構成されているか、一方向または両方向に流れを制限することができるように構成された弁１１０は、カフ１０８内に配置される。のカフ１０８への弁１１０の取り付け方法は、従来の縫製、接着、溶着、インターフェアランスまたは業界で一般に受け入れられている他の手段によるものであってもよい。

一実施形態では、カフ１０８は、約１５ｍｍ〜約３０ｍｍの直径および約６ｍｍ〜約７０ｍｍの長さを有することができる。壁の厚さは、約０．０１ｍｍ〜約２ｍｍの範囲を有することができる。いくつかの変形例では、カフ１０８は、膨張チャネル１１７によって形成された部材から、または軸方向の分離を提供するポリマーまたは固体構造要素によって形成された部材から、本来の位置で縦方向の支持を得ることができる。カフ１０８の内径は、弁の取り付けのための一定のサイズと、予測可能なバルブの開閉機能とを、提供する固定された寸法を有することができる。カフ１０８の外面の部分は、任意に、規格に適合し、インプラント１００が本来の解剖学的構造と締り嵌めを達成することを可能にする。

膨張すると、膨張可能なリング１０２、１０４、１０６は、膨張可能なインプラント１００に構造的な支持を提供することができ、かつ／または、インプラント１００を心臓１０に固定するのを助けることができる。非膨張では、インプラント１００は、一般に、好ましくは支持することができず、体内に経皮的に挿入することができる小さく減少した輪郭形状を取ることができることが有利である、薄い、形状を持たない柔軟なアセンブリである。以下でより詳細に説明するように、変形実施形態では、膨張可能なインプラント１００は、図５Ｂに示す膨張チャネル１１７に加えて、または代替として、他の膨張可能な部材から形成することができる様々な形態の膨張チャネル１１７のいずれかを含むことができる。一実施形態では、弁１１０は、２２ミリメートル以上の拡張した直径と、６ミリメートル（１８Ｆ）以下の最大に圧縮された直径とを有する。

送達装置
図９Ａ〜９Ｄは、インプラント１００を送達するのに使用することができる、断面輪郭の薄い送達カテーテル２００の例示的な実施形態を示す。一般に、送達システムは送達カテーテル２００を含み、送達カテーテル２００は、近位端１３６および遠位端１３８を有する柔軟なカテーテル本体を含む。いくつかの変形例では、送達カテーテル２００は、心臓１０へのインプラント１００の経心尖的送達のために構成される。カテーテル本体は、特にカテーテル本体の遠位部（すなわち、展開部）において、約４０フレンチ以下の外径を有することができる。ある実施形態では、送達カテーテル２００は、心臓１０へのインプラント１００の血管内送達のために構成されている。カテーテル本体は、特にカテーテル本体の遠位部（すなわち、展開部）において、約１８フレンチ以下の外径を有する。

いくつかの実施形態では、送達カテーテル２００はまた、本明細書に記載されるような心血管人工インプラント１００を、カテーテル本体の遠位端に含む。本明細書に記載されているように、インプラント１００および送達カテーテル２００の特定の特徴は、厚さが０．０１１インチ以上であり、かつ／または、有効オリフィス面積が約１ｃｍ^２以上、他の実施形態では約１．３ｃｍ^２以上、他の形態では１．５ｃｍ^２以上である組織弁を依然として維持しつつ、心血管人工インプラント１００を、約１８、２２、２６フレンチ以下の外径を有するカテーテル本体内に送達することを容易にすることである。そのような実施形態では、インプラント１００はまた、約２２ｍｍ以上の拡張された最大直径を有することができる。いくつかの実施形態では、カテーテル本体とインプラント１００との間に少なくとも１つのリンクが存在する。いくつかの実施形態では、少なくとも１つのリンクは、ＰＦＬチューブ１３２である。一実施形態では、送達システムは、ガイドワイヤ１４０（例えば、０．０３５インチまたは０．０３８インチのガイドワイヤ）と互換性がある。

本開示のある実施形態のインプラント１００は、インプラント１００を薄型の送達カテーテル２００によって送達することを可能にする特徴を含むことができる。例えば、インプラント１００は、膨張可能であり、インプラント１００が収縮するとインプラント１００をコンパクトに折り畳んで送達カテーテル２００内に収納することが可能とされ得る。さらに、インプラント１００は、拡張可能なステントにニチノールアンカーを固定するためによく使用される金属またはプラスチック製のステント構造のような周辺支持骨格を必要とせずにインプラント１００に取り付けることができるアンカー１１４を含むことができる。さらに、本開示のアンカー１１４は、アンカー１１４の輪郭を減少させる直線形態とすることができる。アンカー１１４の基部１４１は、硬い骨格ではなくインプラント１００の柔軟なスカート１１２に取り付けられることができ、それによって、インプラント１００が収縮して送達カテーテル２００内に収納されたときに、アンカー１１４をインプラント１００の折り畳み部内に整列させ、インプラント１００の輪郭を縮小させることができる。ある構成では、インプラント１００が送達カテーテル２００内に配置されるとき、アンカー１１４は、送達カテーテル２００内の拘束された位置にある金属またはプラスチックで作られたステントベース構造のような周辺支持骨格と重ならない。ある構成では、インプラント１００が送達カテーテル２００内に配置されている間、アンカー１１４は、インプラント１００の唯一の剛性または金属製の構成要素である。

一般に、送達カテーテル２００は、業界で周知の技術を用いた押し出しチューブで構成することができる。いくつかの実施形態では、カテーテル２００は、剛性および回転ねじり能力を与えるために、チューブに編組またはコイル巻きされたワイヤおよび／またはリボンを組み込むことができる。補強ワイヤの数は、１〜６４本である。いくつかの実施形態では、８〜３２本のワイヤまたはリボンを含む編組構成を使用することができる。ワイヤが他の実施形態で使用される場合、直径は約０．０００５インチ〜約０．００７０インチの範囲であり得る。リボンが使用される場合、厚さは好ましくは幅よりも小さく、リボンの厚さは約０．０００５インチ〜約０．００７０インチの範囲であり、幅は約０．００１０インチ〜約０．０１００インチの範囲であり得る。他の実施形態では、コイルが補強部材として使用される。コイルは、チューブの周囲に巻き付けられ、チューブに埋め込まれた１本から８本のワイヤまたはリボンを含むことができる。ワイヤは、互いに平行であり、チューブの表面の湾曲した面に巻かれていてもよく、または複数のワイヤが、別々の層において反対方向に巻かれていてもよい。コイルに使用されるワイヤまたはリボンの寸法は、編組に使用される寸法と同様であり得る。

図９Ａ〜９Ｃを参照すると、カテーテル２００は、近位端部１４４および遠位端部１４６を有する外側管状部材１４２と、近位端部１５０および遠位端部１５２を有する内側管状部材１４８とを備える。内側管状部材１４８は、ほぼ外側環状部材１４２を通って延びる。内管状部材１４８の近位端部１５０は、ほぼ外側管状部材１４２の近位端部１４４を通過して延びることができる。内側管状部材１４８は、外側管状部材１４２に対して長手方向に移動することができる。いくつかの実施形態では、内側管状部材１４８は、外側管状部材１４２に対して遠位に移動されて、インプラント１００を展開する。いくつかの変形例では、インプラント１００が送達カテーテル２００内に引き込まれると、図７Ｂに示すように、内側管状部材１４８の遠位端部１５２は、外側管状部材１４２の遠位端部１４６に対して近位にあり、それによって、外側管状部材１４２内にインプラント１００を拘束することができる。インプラント１００が送達カテーテル２００から展開されると、図９Ｄに示されるように、内側管状部材１４８の遠位端部１５２は、外側管状部材１４２の遠位端１４６に対して遠位にあることができる。

外側管状部材１４２の遠位端部１４６は、シースジャケット１５４を備えることができる。いくつかの実施形態では、シースジャケット１５４は、ＫＹＮＡＲチューブを含んでもよい。シースジャケット１５４は、移植部位に送達するためにインプラント１００を収縮状態で収納することができる。いくつかの実施形態では、シースジャケット１５４は、可視スペクトル光の少なくとも一部を透過させることができる。これにより、インプラント１００の向きをカテーテル２００内で視覚化することができる。いくつかの実施形態では、外側シースマーキングバンド１５６が、外側管状部材１４２の遠位端部１４６に配置されてもよい。内側管状部材１４８の近位端部１５０は、外側管状部材１４２に対して内側管状部材１４８を把持し動かすためのハンドル１５８に接続することができる。外側管状部材１４２の近位端部１４４は、内側管状部材１４８に対して静止した外側管状部材１４２を把持して保持するために、外側シースハンドル１６０に接続することができる。止血シール（図示せず）が、好ましくは内側管状部材１４８と外側管状部材１４２との間に設けられ、止血シールは、外側シースハンドル１６０に配置され得る。いくつかの実施形態では、外側シースハンドル１６０は、サイドポートバルブ１６２を備えることができ、流体は、それを通って外側管状部材に流入することができる。

図９Ｂを参照すると、インプラント１００は、外側管状部材１４２内にコンパクトに格納するように構成することができる。いくつかの実施形態では、リング１０２、１０４、１０６は、入れ子状に互いに折り重ねられるように構成することができる。心房リング１０６は、心房リング１０６の折り目がアンカー１１４に対してオフセットされ、それによって折り畳まれたインプラント１００の輪郭が縮小されるように折り畳まれることができる。アンカー１１４は、アンカーシース１６４内に収容されることができる。アンカーシース１６４は、インプラント１００が送達カテーテル２００内に格納されたときにインプラント１００の輪郭を減少させるように、長手方向または円周方向に互いにオフセットされていてもよい。いくつかの実施形態では、アンカー１１４はアンカーシース１６４に収容されていない。アンカー１１４は、例えば、先端部１１８に取り付けられた縫合糸によって、アンカー１１４の先端部１１８に張力を加えることによって、薄型で直線的な形態に保持される。このようにして、アンカー1１１４をアンカーシース１６４内に収容する必要なく、アンカー１１４を薄型の形態に保持することができる。ＰＦＬチューブ１３２は、送達カテーテル２００の輪郭を縮小するために、互いに対して周方向にずれていてもよい。いくつかの実施形態では、接続ポート１３４（図５Ａに示されている）は、接続ポート１３４が互いに長手方向にずれており、送達カテーテル２００の輪郭を縮小するように配置することができる。

図９Ｃおよび９Ｄを参照すると、インプラント１００は、内側管状部材１４８を外側管状部材１４２に対して遠位に移動させ、それによって外側管状部材１４２の遠位端部１４６を通過してインプラントが遠位に移動することによって、送達カテーテル２００から展開されることができる。図９Ｄに示されるように、アンカー１１４は、アンカーシース１６４内に収納されたときに実質的に直線状の形態に保持されることができる。アンカー１１４は、アンカー１１４がアンカーシース１６４から解放されると、カールした形態を持つことができる。いくつかの実施形態では、アンカーシース１６４は、送達カテーテル２００を通って送達カテーテル２００の近位端１３６まで近位に延びるアンカーシースリード１６６に結合することができる。ユーザは、アンカーシースリード１６６を近位方向に引っ張ることによってアンカーシース１６４からアンカー１１４を解放することができる。いくつかの実施形態では、縫合糸１６８が、アンカー１１４の先端部１１８に固定され、アンカー１１４をアンカーシース１６４に再収納することを可能にする。例えば、縫合糸１６８は、アンカー１１４の先端部１１８の孔を通ってアンカーシース１６４の中心孔を進み、アンカーシース１６４が縫合糸１６８の少なくとも一部を取り囲むようにするループとして構成することができる。ユーザは、縫合糸１６８を引っ張り、それによってアンカー１１４を直線形態とし、アンカー１１４をアンカーシース１６４に引き込むことによって、アンカー１１４を再収納することができる。いくつかの変形例では、アンカー１１４の初期展開が心臓組織（例えば、左三角部４０または右三角部４２）を適切に掴むことができない場合には、アンカー１１４を再収納することができる。いくつかの実施形態では、送達カテーテル２００は、アンカーシース１６４を含まず、アンカー１１４は、アンカー１１４の先端部１１８に張力を加えることによって直線形態に保持される。アンカー１１４は、先端部１１８に固定された縫合糸１６８の張力を減少させることによって展開することができる。縫合糸１６８は、アンカー１１４を徐々にまたはより制御して展開することができる。いくつかの実施形態では、縫合糸１６８の張力はゆっくりと減少し、アンカー１１４が螺旋形態にゆっくりと移行することを可能にする。アンカー１１４の位置が不十分である場合、アンカー１１４は、縫合糸１６８の張力を増加させることによって螺旋形態から外すことができ、インプラント１００を再配置（例えば、回転または軸方向移動）することができる。このようにして、アンカー１１４は、アンカー１１４が周囲の組織に適切に取り付けられるまで、制御されて展開することができる。アンカー１１４が適切に組織を掴みまたは組織に付着すると、縫合糸ループを切断し、縫合糸１６８の一端を引っ張って縫合糸１６８の他端をアンカー１１４の穴を通して引き出すことによって、縫合糸１６８をアンカー１１４から取り外すことができる。

使用方法
本明細書でより詳細に説明するように、インプラント１００は、経心尖アプローチによって僧帽弁２６に送達することができる。心尖アクセス部位は、標準的技法に従って準備することができる。図１０を参照して、経心尖手術を簡単に説明する。２つのリブの間に短い切開部（例えば、３〜４インチ長さ）を作って左心室２８の頂点４４にアクセスすることができる。左心室２８へのアクセスを得るために、頂点４４を通して切開される。次いで、送達カテーテル２００を左心室２８に導入し、左心房２４内に進入させることができる。インプラント１００は、送達カテーテル２００から展開することができる。以下でより詳細に説明するように、インプラント１００を膨張させ、僧帽弁２６の弁輪内に着座させることができる。インプラント１００を通る流れは、インプラント１００の適切な配置を確認するために評価することができる。必要に応じて、インプラント１００を再配置することができる。いくつかの変形例では、インプラントは、収縮させて再配置またはインプラント１００の再捕捉をすることができる。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、再捕捉されて心臓１０から除去されることができる。このようにして、インプラント１００は、再配置可能かつ回収可能とすることができる。外科医は、インプラントの配置に全力を傾ける前に、インプラント１００の結果を評価することができる。これらの手順について、より詳細に説明する。

図１１Ａ〜図１１Ｃを参照すると、インプラント１００を担持するカテーテル２００は、ガイドワイヤ１４０を介して本来の僧帽弁２６よりも上の位置に経心尖的に前進させることができる。送達カテーテル２００がガイドワイヤ１４０を越えて挿入され、僧帽弁２６を通り抜けて左心房２４内へ前進した後、インプラント１００は、内側管状部材１４８を静止状態に保持し、本来の弁２６にまたはその下に適切に配置することを可能にしながら、外側管状部材１４２を部分的にまたは完全に引き込ませることによって、露わになり、または露出することができる。いくつかの実施形態では、インプラント１００は、外側管状部材１４２を静止して保持しながら、内側管状部材１４８を遠位方向に押すことによっても露わになることができる。インプラント１００は、露わになると、近位または遠位に移動され、流体または膨張媒体が心房リング１０６に導入されて形状および構造的完全性を提供する。いくつかの実施形態では、流入リング１０２および流出リング１０４は、この段階では部分的または完全に収縮したままである。いくつかの実施形態では、膨張可能な構造１０９全体を膨張させるか、または部分的に膨張させることができる。いくつかの実施形態では、リンクは、インプラント１００の制御、および膨張可能なリング１０２、１０４、１０６の充填の両方に使用できるＰＦＬチューブ１３２を使用することができる。ある実施形態では、インプラント１００は、最初に、非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）で膨張させられる。いくつかの実施形態では、インプラントを、非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）を用いて最初に膨張させ、部分的または完全に膨らませながら、本来の弁に対するインプラント１００の位置を調節することができる。例えば、一実施形態では、インプラント１００は、完全にまたは部分的に膨張して心房フランジ１９６を着座させた後、近位に後退させることができる。

インプラント１００の展開は、インプラント１００に取り外し可能に結合されたＰＦＬチューブ１３２によって制御することができる。ＰＦＬチューブ１３２は、上述の接続ポイント１３４でインプラント１００に取り付けることができる。いくつかの変形例では、ＰＦＬチューブ１３２は、上述のカップリングのようなねじ結合を介して接続ポイント１３４に接続することができ、それによって、接続が軸力に耐えることが可能になる。いくつかの実施形態では、例えば非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）で心房リング１０６を膨張させると、図１１Ｂに示すように、ＰＦＬチューブ１３２を使用してインプラント１００を僧帽弁２６の弁輪の中へ、または弁輪に対して引き戻すことができる。インプラント１００のスカート１１２の下部１０７は、僧帽弁２６の弁尖に対してシールするように配置することができる。アンカー１１４は、この段階でアンカーシース１６４内に収納されたままであることができる。インプラント１００は、回転してアンカー１１４を左右の三角部４０、４２に整列させることができる。例えば、図２に示すように、三角部４０、４２は、僧帽弁の弁尖の接合平面とほぼ整列している。インプラント１００は、上述したように、弁室から血液を除去し血栓症のリスクを低下させる僧帽弁の弁尖の能力をアンカー１１４が妨げないように、アンカー１１４を僧帽弁２６の接合面に沿って配置するように回転させることができる。

図１１Ｃを参照すると、アンカー１１４は、近位方向にアンカーシース１６４を引っ張ることによってアンカーシース１６４から解放することができる。アンカー１１４が心組織（例えば、三角部）に適切に取り付けられると、固定用の糸１６８はアンカー１１４から取り外すことができる。アンカー１１４が心組織に適切に取り付けられない場合、上述したように、固定用の糸１６８を用いてアンカー１１４を再収納することができる。

インプラント１００が僧帽弁２６の弁輪に確実に着座すると、流入リング１０２および流出リング１０４を膨張させて弁１１０に対する構造的支持を確立することができる。いくつかの変形例では、流入リング１０２および流出リング１０４は、アンカー１１４を解放する前に、または心房リング１０６を僧帽弁２６の弁輪の上または中に引く前に、例えば非固化の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）を用いて膨張させることができる。いくつかの実施形態では、心房リング１０６のシール機能は、流入リング１０２および流出リング１０４の弁支持機能から分離することができる。

上述したように、いくつかの実施形態では、インプラントは、非固化性の膨張媒体（例えば、生理食塩水、ガス）で最初に膨張させることができる。非固化性の膨張媒体は、硬化して生体内でより恒久的な支持構造を形成することができる固化性の膨張媒体（例えば、エポキシ）で置換することができる。オペレータがインプラント１００の位置に満足すると、次にＰＦＬチューブ１３２は接続が断たれ、カテーテル２００が、インプラント１００を固化性の膨張媒体とともに後ろに残して（図１１Ｃ参照）引き抜かれる。膨張媒体は、膨張可能なカフ内で固化することが可能である。接続を断つ方法としては、アタッチメントの切断、スクリューの回転、ピンの引き抜きまたはせん断、連結した要素の機械的分離、ヒューズジョイントの電気的分離、トラップされたシリンダーのチューブからの取り外し、人工的な領域の破砕、機械的ジョイントを露出させるためのコレット機構の取り外し、または業界で知られている他の多くの技術が挙げられる。変更された実施形態では、これらのステップは、必要に応じて、逆にしてもよく、またはそれらの順序を変更してもよい。

図１２を参照すると、インプラント１００の弁１１０を通る血流は、インプラント１００を送達カテーテル２００から切り離す前に評価することができる。図示された実施形態において、弁１１０を通る流れは、アンカー１１４がアンカーシース１６４から展開された後に評価されている。いくつかの実施形態では、弁１１０を通る流れは、アンカー１１４をアンカーシース１６４から展開する前に評価することができる。弁１１０を通る流れが満足できるものであれば、ＰＦＬチューブ１３２をインプラント１００から取り外し、インプラント１００を後ろに残して送達カテーテル２００を心臓１０から引き抜くことができる。弁１１０を通る流れが不十分である場合、上述したようにインプラント１００を再配置し、弁１１０を通る流れを再評価することができる。いくつかの実施形態では、造影剤が、送達カテーテル２００の内腔を通して僧帽弁２６の後尖３３（図２に示す）の心室の側に送達される。いくつかの構成では、造影剤は、送達カテーテル２００の内腔を通して僧帽弁２６の前尖３５の心室の側に送達される。いくつかの実施形態では、造影剤は、送達カテーテル２００の内腔を通って、僧帽弁２６の後尖３３および前尖３５の両方の心室の側に送達される。

図１３Ａ〜１３Ｄは、図１３Ａに１１４Ｂと表示された、上述したようにフープ構造１８１によって接続される図８Ａ〜８Ｄのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを有するインプラント１００の展開方法を示している。図１３Ａにおいて、上述したように、インプラント１００は送達カテーテル２００から展開され、心房リング１０６は膨張させられている。先端部１１８は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８に固定された縫合糸１６８によって、伸長された形態に保持されることができる。上述したように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８を伸長された形態に保持することにより、インプラント１００の輪郭を減少させることができ、インプラント１００を送達カテーテル２００内でよりコンパクトに格納することができる。

いくつかの実施形態では、第１および第２のフープ構造１８０、１８２は、送達カテーテル２００内へのインプラント１００の格納のためにインプラント１００の輪郭を縮小するために、インプラント１００の縦軸１８４に向かって折り畳まれる。例えば、第１のフープ構造１８０の中間部は、フープ構造１８０の端部に対して引き上げられ（すなわち、心房リング１０６の方向に）、第１のフープ構造１８０の輪郭を減少させるために縦軸１８４に向かって挟まれる。第２のフープ構造１８２（図１０Ｂに示す）は、同様に変形され、第１および第２のフープ構造１８０、１８２が配送カテーテル２００への格納のために互いに入れ子状となるように、第１のフープ構造１８０とオフセットされることができる。

対向するアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８は、搬送カテーテル２００内への格納のためにアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの輪郭を減少させるために、同様にオフセットされて入れ子状とすることができる。例えば、図８Ａ〜８Ｃに示される構成では、第１のアンカー３１４Ａは、第１のブリッジ３１４Ａによって結合された第１の脚部３２０Ａおよび第２の脚部３２２Ａを有することができる。第２のアンカー３１４Ｂは、第２のブリッジ３２４Ｂによって結合された第２の脚部３２０Ｂおよび第２の脚部３２２Ｂを有することができる。送達カテーテル２００内でのコンパクトな格納のために、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂのワイヤは、各アンカー３１４Ａ、３１４Ｂのワイヤが他のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの２本のワイヤの間に挿入されるように、互いにオフセットされて重ね合わせられる。例えば、第１のアンカー３１４Ａの第１の脚部３２０Ａは、第２のアンカー３１４Ｂの第１の脚部３２０Ｂと第２の脚部３２２Ｂとの間に置かれ、これにより、第２のアンカー３１４Ｂの第２の脚部３２２Ｂが、第１のアンカー３１４Ａの第１および第２の脚部３２０Ａ、３２２Ａの間に置かれる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、対向するアンカー３１４Ａ、３１４Ｂのワイヤのうちの１つの一部を受け入れるようにされたノッチまたは曲げ部を有することができ、それにより、対向するアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが、薄型を維持しつつ、他のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂと交差するのを可能とする。例えば、第２のブリッジ３２４Ｂは、第１のアンカー３１４Ａの第１の脚部３２０Ａの少なくとも一部を受け入れるノッチまたは曲げ部を有することができ、それにより、送達カテーテル２００の内側に格納されるコンパクトな構造を維持しつつ、第１のアンカー３１４Ａが第２のアンカー３１４Ｂの上を交差することを可能とする。

引き続き図１３Ａを参照すると、心房リング１０６が膨張した後、縫合糸１６８は、送達カテーテル２００の外へ遠位に移動して、アンカー３１４ａＡ、３１４Ｂの先端部１１８が心房リング１０６に向かって動くことを可能とする。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、図１３Ａ〜１３Ｄに示すように、心房リング１０６に向かって同時に動く。いくつかの実施形態では、一方のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂは伸長形態で保持される一方で、他方のアンカー３１４Ａ、３１４Ｂは心房リング１０６に向かって動く。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの少なくとも一部が、インプラント１００の流路と長手方向に整列している。図１１Ａに示されるように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの基部１１６は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂがインプラント１００の流路と整列したときに血液がアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを通過することを可能にする、間隔を置いて配置された、覆われていない一対のワイヤを含むことができる。いくつかの構成では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの少なくとも一部は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態（図１３Ａ）から展開形態（図１３Ｄ）に移動してもインプラント１００の流路内に留まる。

図１３Ｂを参照すると、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態から心房リング１０６に向かって動くと、縦軸１８４から一掃されることができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態から展開形態に移動するにつれて先端部１１８が広い弧を描くように構成することができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態から展開形態に移動するにつれて、先端部１１８が心室壁に沿ってスライドするようなサイズとされる。図示の実施形態に示すように、先端部１１８の少なくとも一部は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの離間したワイヤを覆うカバー１９９を含むことができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開形態に移動すると、通過した組織（例えば、腱索）をカバー１９９が押し、それによってアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが組織を閉じ込めることを回避するように構成させることができる。上述したように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、第３の曲げ部１９６を含むことができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、第３の曲げ部１９６が、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８を心房リング１０６に導くカム面１９３を生成するように構成することができる。カム面１９３は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂに遭遇する通過した組織をスライドさせるようにすることができる。例えば、カム面１９３は、先端部１１８が心房リング１０６に向かって移動すると、組織が先端部１１８から外れてスライドするのを促進するような形状にすることができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが心房リング１０６に向かって移動すると、カム面１９３とカバー１９９とが協働して、通過した組織を押す。

図１３Ｃは、先端部１１８がインプラント１００の縦軸１８４から最大距離離れているときのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの位置を示す。図１１Ｃに示すように、いくつかの構成では、先端部１１８は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態から展開形態に移動すると、心房リング１０６を越えて半径方向に広がることができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態から展開形態に移動しても心房リング１０６の半径方向内側のままである。

図１３Ｄは、展開形態におけるアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの実施形態を示す。上述したように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開形態にあるとき、インプラント１００とアンカー３１４Ａ、３１４Ｂとの間の組織（例えば、三角部）を捕捉するように構成することができる。いくつかの実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂおよびインプラント１００によって捕捉される組織への外傷を軽減するためにパッド１９８（図１０Ａに示す）を含むことができる。上述したように、パッド１９８は、適合した材料（例えば、シリコーン）で作ることができる。いくつかの実施形態では、パッド１９８は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂのカム面１９９上に少なくとも部分的に配置することができる。

図１４は、図１１Ａ〜１１Ｄに示されるアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの実施形態の力曲線４００を示す。他の実施形態では、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、異なるまたは変更された力曲線を有することができる。力曲線４００は、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂの先端部１１８における力を、伸長形態からのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂの位置の関数として描く。曲線４００上の文字「Ａ」から「Ｄ」は、対応する図１３Ａ〜１３Ｄのアンカー３１４Ａ、３１４Ｂのおおよその位置を示す。図１２に見られるように、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開形態（位置Ｄ）にあるときに最大の力（約１３ニュートン）を発揮する。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが伸長形態（位置Ａ）にあるとき、最小の力（約０．５ニュートン）を発揮する。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、異なる力曲線４００を提供するようにすることができる。例えば、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開形態（位置Ｄ）にあるとき、より大きいまたはより小さい力を提供するようにすることができる。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、力曲線４００に異なる形状を提供するようにすることもできる。例えば、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、力曲線４００が、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが「Ｄ」に向かって移動するにつれて最大値「Ｂ」または「Ｃ」を有するようにすることができる。多くの実施形態では、展開位置「Ｄ」での力は、周囲の組織にアンカー３１４Ａ、３１４Ｂを埋め込むのに十分であるように選択される。アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが埋め込まれる組織に対する外傷を軽減する機構（例えば、パッド１９６、カム面１９３）を含むことができる。ある実施形態では、展開位置「Ｄ」の力は、心臓サイクルを通して、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂと、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが埋め込まれる組織との間の接触を維持するのに十分であるように選択される。例えば、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂは、アンカー３１４Ａ、３１４Ｂが展開形態にあるときにアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが接触している組織上でアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが跳ね上がったり、または組織を跳ね返したりするのを避けるのに十分な力を、展開形態においてアンカー３１４Ａ、３１４Ｂが発揮するようにすることができる。

上記の方法は、概して、僧帽弁２６の置換のための実施形態を記載している。しかしながら、肺動脈弁または大動脈弁または三尖弁を置換するのに同様の方法を使用することができる。例えば、肺動脈弁は、大腿静脈または頸静脈を介して、静脈系を介してアクセスすることができる。大動脈弁は、静脈系を介してアクセスし、次いで、右心房から左心房に経中隔的にアクセスすることができる。あるいは、大動脈弁には、僧帽弁について記載したように動脈系を介してアクセスすることができ、さらにカテーテル２００を用いて大動脈弁３０を通過させた後、僧帽弁２６に戻すことができる。僧帽弁および肺動脈弁の置換の追加の記載、一般に、Ｂｉｓｈｏｐらの米国特許公開第２００９／００８８８３６号に見いだすことができる。

インプラントの回収
現在の弁システムは、しばしば、弁が支持構造に縫い付けられているステントベースの機構を通して展開される。本明細書に記載の膨張した実施形態では、構造は、膨張流体を介して二次的にインプラントに加えられる。これにより、使用者は、固化させる媒体を含む任意の数の媒体でインプラント１００を膨張または加圧することができる。このように、操作者が望むならば、インプラント１００は膨張媒体が固化する前に移動することができ、または減圧によりインプラント１００を体内で移動させることができる。カテーテルベースの装置は血管の外傷を軽減し、進入へのアクセスを容易にするために直径が小さくなる傾向があるので、ステントなどの装置は、脈管構造に露出または導入された後は除去することが困難なことが多い。しかし、以下に説明するように、本明細書に記載された装置は、経皮的な人工僧帽弁を身体から回収し、導入具に再導入することを可能にする。

図１５Ａ〜１５Ｃを参照すると、展開制御装置は、結果が満足できるものでない場合、またはインプラントのサイズを最適化する場合に、インプラント１００を回収カテーテル３００に戻す方法も提供する。したがって、インプラント１００が完全にまたは部分的に展開された後（図１５Ａ）、軸方向の力をインプラント１００に伝達する機構を提供することに加え、上述のＰＦＬチューブ１３２は、図１５Ｂおよび１５Ｃに示すようにインプラント２００が引き込まれるときにインプラント１００を送達カテーテル２００または回収カテーテル３００内に引き戻すためのガイドまたはランプをインプラント１００に提供する。いくつかの実施形態では、外側管状部材１４２は、回収カテーテル３００を導入する前に、インプラント１００に依然として内側管状部材１４８を取り付けたまま、心臓１０から引き抜かれる。

膨張可能なインプラント１００を取り戻すために、最初にインプラント１００を収縮させる（図１５Ｂ）。いくつかの実施形態では、インプラント1１００は、ＰＦＬチューブ１３２を近位に引っ張ることによって内側管状部材１４８の先端に引き込まれてもよく、次いでインプラント１００および送達カテーテル２００は、回収カテーテル３００の先端に引き込まれる。内側シースハンドル１５８（図９Ａに示す）は、遠位部を解いて送達カテーテル２００の近位端で外すことによって取り除かれてもよい。いくつかの実施形態では、ＰＦＬチューブ１３２の近位端での接続部が、内側シースハンドル１５８の取り外しのために切断されてもよい。必要に応じて、内側管状部材１４８の近位端に隣接するまで、ガイドワイヤ１４０およびＰＦＬチューブの上に押し込みチューブを装填することができる。外側管状部材１４２は、その後、インプラント１００を静止させたまま送達カテーテル２００から取り外すことができる。

次いで、回収カテーテル３００をガイドワイヤ１４０および内側管状部材１４８の上で前進させることができる。回収カテーテル３００がインプラント１００に近接すると、回収シースを後退させてバスケット部を露出させる。次いで、インプラント１００をバスケット部内に引き込ませることができる（図１５Ｃ）。いくつかの実施形態では、インプラント１００が完全にバスケット部の内部に入ると、ＰＦＬチューブ１３２は、インプラント１００内の接続ポイントを埋め合わせるように調整され、よりコンパクトな折り畳みを可能にする。次いで、回収カテーテル３００は、導入具を通して患者の外にゆっくりと引き戻される。いくつかの実施形態では、回収カテーテル３００および／または送達カテーテル２００は、インプラント１００を送達カテーテル２００および／または回収カテーテル３００内に押し戻すように構成されたプラウ（鋤）状要素（図示せず）を含むことができる。例えば、回収カテーテル３００は、鋤状要素を含むことができ、その鋤状要素は、その遠位部に対してフレア状の近位面を有するように遠位方向に先細になっている。鋤状要素は、膨張したインプラント１００を越えて遠位に押し込まれ、インプラント１００が収縮された後、近位に引き戻され、それにより、フレア状の近位面が、インプラント１００を近位方向に回収カテーテルのバスケット部内へ押す。

いくつかの構成では、インプラント１００は、回収カテーテル３００に横方向に引き込まれる。上述したように、インプラント１００が送達カテーテル２００から完全に解放される前に、縫合糸１６８をアンカー１１４に取り付けることができる。インプラント１００を回収カテーテル３００に回収するいくつかの方法では、アンカー１１４が展開形態（例えば、三角組織に固定された状態）に留めたまま、インプラント１００を収縮させる。回収カテーテル３００は、上述したように、ガイドワイヤ１４０および縫合糸１６８の上でインプラント１００に向かって前進させることができる。アンカー１１４のうちの１つは展開形態から伸長形態に移動され、他方のアンカー１１４は、展開形態のままである。例えば、アンカー１１４のうちの１つの先端部１１８に取り付けられた縫合糸１６８を使用して、先端部１１８を心房リング１０６から引き離して伸長形態にすることができる。縫合糸１６８を使用してアンカー１１４を伸長形態に引っ張ると、インプラント１００はまだ展開されているアンカー１１４の周りを旋回する。インプラント１００は、展開したアンカー１１４の周りを回転して、インプラントの側面が回収カテーテル３００の遠位開口部に向くようにすることができる。したがって、インプラント１００の中央管腔は、回収カテーテル３００の管腔に対して実質的に横断する。送達カテーテル３００は、インプラント１００に向かって前進してインプラント１００を送達カテーテル３００内に引き込むことができる。インプラント１００が少なくとも部分的に回収カテーテル３００内に入ると、まだ展開されているアンカー１１４は、次に伸長形態へ移動し、これにより、インプラント１００の組織（例えば、三角部）からの分離が完了する。

結論
その要素が他の許容可能な例の中にあると理解されるべきである、本明細書に記載された実施形態に多くの変更および修正を加えることができることが重要である。このような変更および変形のすべては、本開示の範囲内で本明細書に含まれ、添付の特許請求の範囲によって保護されることが意図される。さらに、本明細書に記載されたステップのいずれかは、同時に、または本明細書で指示されるステップとは異なる順序で実施することができる。さらに、明らかであるように、本明細書で開示された特定の実施形態の特徴および属性は、異なる実施形態を形成するために異なる方法で組み合わせることができ、そのすべてが本開示の範囲内に入る。

本明細書で使用される、とりわけ、「できる」、「し得る」、「可能である」、「でもよい」、「例えば」などの条件用語は、特に明記しない限り、または使用されている文脈の中で他の意味で理解されていない限り、一般に、ある実施形態はある特徴、要素および／または状態を含み、他の実施形態は含まないことを伝えることを意図している。したがって、そのような条件用語は、一般に、特徴、要素、および／または状態が１つまたは複数の実施形態に何らかの形で必要であること、または１つまたは複数の実施形態が、これらの特徴、要素および／または状態が、本発明者の提供または示唆の有無にかかわらず、何らかの特定の実施形態に含まれるかまたは実施されるかを決定するロジックを必然的に含むことを意図するものではない。

さらに、以下の用語が本明細書で使用されていてもよい。単数形の表記は、文脈上他に明確に指示されない限り、複数の対象を含む。したがって、例えば、アイテムへの言及は、１つ以上のアイテムへの言及を含む。「もの」という用語は、１つ、２つ、またはそれ以上を指し、一般的に量の一部または全部の選択に適用される。用語「複数」は、２つ以上のアイテムを指す。「約」または「およそ」という用語は、量、寸法、サイズ、処方、パラメータ、形状および他の特性が、必要に応じて、許容誤差、変換係数、四捨五入、測定誤差など、および当業者に知られている他の因子を反映して、厳密である必要はないが、近似され、および／またはより大きくても小さくてもよいことを意味する。「実質的に」という用語は、記載された特性、パラメータ、または値が正確に達成される必要はないが、例えば許容誤差、測定誤差、測定精度限界および当業者に知られている他の因子を含む偏差または変動特性が提供しようとしている効果を排除しない量で生じ得る。例えば、「およそ」、「約」および「実質的に」という用語は、記載された量または特性の１０％未満、５％未満、１％未満、０．１％、および０．０１％未満の量を指すことがある。「約」または「およそ」などの用語が先行する数字には、記載された数字も含まれる。例えば、「約３．５ｍｍ」には「３．５ｍｍ」が含まれる。

数値データは、本明細書では範囲形式で表現または提示することができる。このような範囲形式は、単に便宜上および簡潔にするために使用されており、したがって、範囲の限界として明確に列挙された数値だけでなく、各数値および部分範囲が明示的に記載されているかのように、その範囲に包含される個々の数値または部分範囲のすべてを含むように柔軟に解釈されるべきである。例示として、「約１〜５」の数値範囲は、約１〜約５の明示的に列挙された値だけでなく、示された範囲内の個々の値および部分範囲も含むと解釈されるべきである。したがって、この数値範囲には、２、３および４などの個々の値および「約１〜約３」、「約２〜約４」および「約３〜約５」などの部分範囲が含まれる。この同じ原理は、１つの数値のみを示す範囲（例えば、「約１より大きい」）に適用され、記載される範囲または特性の幅に関係なく適用されるべきである。便宜上、複数のアイテムを共通のリストに表示してもよい。しかし、これらのリストは、リストの各要素が別々の唯一の要素として個々に識別されるように解釈されるべきである。従って、そのようなリストの個々の要素は、同一のリストの他の要素と実質的に等価であると解釈されるべきではない。さらに、用語「および」および「または」は、アイテムのリストと併せて使用される場合、列挙されたアイテムのうちの１つ以上が単独で、または他のリストされたアイテムと組み合わせて使用され得ることを広く解釈されるべきである。「代替的に」という用語は、２つ以上の選択肢のうちの１つを選択することを指し、文脈上他に明示しない限り、選択肢をリストアップされた選択肢または選択された選択肢の1つに限定することを意図するものではない。

Claims (45)

1. 心血管人工弁インプラントであって、
   血流のための通路を画定する内面を有するカフと、
   前記通路内に配置され、前記カフに結合された弁であって、前記インプラントを通る第１の方向の流れを許容し、前記第１の方向とは反対の第２の方向の流れを阻止するように構成された弁と、
   前記カフに結合され、少なくとも１つの流入リング、流出リング、並びに前記流入リングおよび流出リングよりも大きな外径を有する心房リングを含む膨張可能な構造と、
   を有する心血管人工弁インプラント。
2. 前記カフは前記流入リングと前記流出リングとの間に延びる、請求項１に記載の心血管人工弁インプラント。
3. 前記流入リング、前記心房リングおよび前記流出リングの間に延びるスカートを有する、請求項１または２に記載の心血管人工弁インプラント。
4. 前記スカートと前記カフとの間に空間が画定される、請求項３に記載の心血管人工弁インプラント。
5. 前記スカートは、前記スカートと前記カフとの間の空間に血液が入ることを可能にする材料で形成される、請求項４に記載の心血管人工弁インプラント。
6. 前記心房リングは楕円形状である、請求項１〜５のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
7. 前記流入リングおよび前記流出リングの少なくとも１つが、前記心房リングに対して偏心して配置されている、請求項６に記載の心血管人工弁インプラント。
8. 心血管人工弁インプラントであって、
   血流のための通路を画定する内面を有し、少なくとも１つのリングを含む膨張可能な構造によって支持されたカフと、
   前記通路内に配置され、前記カフに結合され、前記インプラントを通る第１の方向の流れを可能にし、前記第１の方向と反対の第２の軸方向の流れを阻止するように構成された弁と、
   心房リングおよびスカートを有する心房フランジであって、前記スカートが前記カフのリングと前記心房フランジのリングとの間に延びる心房フランジと、
   を有する心血管人工弁インプラント。
9. 前記スカートと前記カフとの間に空間が画定される、請求項８に記載の心血管人工弁インプラント。
10. 前記スカートは、前記スカートと前記カフとの間の空間に血液が入ることを可能にする材料で形成されている、請求項８〜９のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
11. 前記心房フランジの前記リングは楕円形状である、請求項８〜１０のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
12. 前記カフの前記リングは、前記心房フランジの前記リングに対して偏心して配置される、請求項１１に記載の心血管人工弁インプラント。
    
13. 心血管人工弁インプラントであって、
    血流の通路を画定する内面を有し、第１の直径を有する第１の端部と第２の直径を有する第２の端部とを含む管状のカフと、
    前記通路内に配置され、前記管状カフに結合され、前記インプラントを通って第１の軸方向への流れを可能とし、前記第１の軸方向と反対の第２の軸方向の流れを阻止するように構成された弁と、
    前記管状カフの前記第１の端部および前記第２の端部の直径よりも大きい直径を有する心房リング、並びに前記管状カフの前記第１の端部から前記心房リングまで、および前記心房リングから前記管状カフの前記第２の端部までの間に延びて前記管状カフとの間に空間を形成するスカートを有する心房フランジと、
    を有する心血管人工弁インプラント。
14. 前記スカートは、前記スカートと前記カフとの間の空間に血液が入ることを可能にする材料で形成されている、請求項１３に記載の心血管人工弁インプラント。
15. 前記心房フランジの前記心房リングは楕円形状である、請求項１３〜１４のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
16. 前記管状カフは、前記心房フランジの前記リングに対して偏心して配置されている、請求項１３〜１５のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
17. 心血管人工弁インプラントであって、
    遠位端および近位端を有する可撓性カフと、
    前記カフに連結され、リングを形成する少なくとも1つの膨張可能なチャネルを有する膨張可能な構造と、
    前記カフに取り付けられ、第１の方向への流れを可能とし、前記第１の方向とは反対の第２の方向の流れを阻止するように構成された弁と、
    アンカーが直線形態にある第１の位置と、少なくとも１つのアンカーが螺旋形態にある第２の位置との間で移動可能な少なくとも1つのアンカーと、
    を有する心血管人工弁インプラント。
18. 心血管人工弁インプラントを製造する方法であって、
    心臓の第１の弁を置換するように構成された心血管人工弁インプラントを用意することと、
    前記心血管人工弁インプラントを前記心臓の第２の弁内に配置することができるように、前記心血管人工弁インプラントを前記心血管人工弁インプラントよりも大きな外径を有する動脈フランジに連結することと、
    を含む方法。
19. 前記動脈フランジと前記心血管人工弁インプラントの間にスカートを付加することをさらに含み、前記スカートは、前記スカートと前記心血管人工弁インプラントとの間の空間に血液が入ることを可能にする材料で形成されている、請求項１８に記載の方法。
20. 心血管人工弁インプラントであって、
    血流のための通路を画定する内面を有し、第１の直径を有する第１の端部と第２の直径を有する第２の端部とを含む管状のカフと、
    前記通路内に配置されて前記カフと結合され、前記インプラントを通って第１の軸方向への流れを可能とし、前記第２の軸方向とは反対の第２の軸方向の流れを阻止するように構成された弁と、
    前記カフの第１の端部および第２の端部の直径より大きい直径を有する心房リングを有する心房フランジであって、前記管状のカフが前記心房フランジの前記心房リングに対して中心から外れている心房フランジと、
    を有する心血管人工弁インプラント。
21. 前記心房リングが楕円形状である、請求項２０に記載の心血管人工弁インプラント。
22. 人工弁を心臓内に移植する方法であって、
    膨張可能な支持構造を有する人工弁を心臓の僧帽弁に近接する位置まで経心的に前進させることと、
    前記支持構造の遠位部を、僧帽弁を通過させて前進させることと、
    前記膨張可能な支持構造の遠位部を膨張させることと、
    前記弁を近位に後退させて前記膨張可能な支持構造の遠位部を前記僧帽弁の心房表面に着座させることと、
    前記僧帽弁の心室側の僧帽弁輪を取り囲む弁線維性組織の近位端に配置されたアンカーで把持することと、を含む方法。
23. 人工弁を心臓内に移植する方法であって、
    人工弁を含む展開カテーテルを、心臓の本来に近い位置に前進させることであって、前記人工弁が、前記展開カテーテルの長手方向軸に平行に延びる直線形態に配置された少なくとも１つのアンカーを含み、
    前記人工弁を展開することと、
    少なくとも1つの前記アンカーを解放し、前記アンカーを螺旋形態に戻すことを可能にすることと、を含む方法。
24. 第１のアンカー、第２のアンカーおよびフープ構造を有し、前記第１のアンカーおよび前記第２のアンカーは、それぞれ伸長形態と展開形態との間を移動するように構成され、前記フープ構造は前記第１のアンカーを前記第２のアンカーに接続する、請求項１〜７のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
25. 前記膨張可能な構造の前記流出リングに結合された第１のアンカーを有し、前記第１のアンカーは、血流のために前記経路内に少なくとも部分的に半径方向内向きに延びる屈曲部を有する、請求項１〜７のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
26. 第１のアンカー、第２のアンカーおよびフープ構造を有し、前記第１のアンカーおよび前記第２のアンカーは、それぞれ伸長形態と展開形態との間を移動するように構成され、前記フープ構造は前記第１のアンカーを前記第２のアンカーに接続する、請求項８〜１２のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
27. 前記カフに結合された第１のアンカーを有し、前記第１のアンカーは、血流のために前記経路内に少なくとも部分的に半径方向内向きに延びる屈曲部を有する、請求項８〜１２のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
28. 第１のアンカー、第２のアンカーおよびフープ構造を有し、前記第１のアンカーおよび前記第２のアンカーは、それぞれ伸長形態と展開形態との間を移動するように構成され、前記フープ構造は前記第１のアンカーを前記第２のアンカーに接続する、請求項１３〜１６のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
29. 前記管状のカフの前記第２の端部に結合された第１のアンカーを有し、前記第１のアンカーは、血流のために前記経路内に少なくとも部分的に半径方向内向きに延びる屈曲部を有する、請求項１３〜１６のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
30. 第１のアンカー、第２のアンカーおよびフープ構造を有し、前記第１のアンカーおよび前記第２のアンカーは、それぞれ伸長形態と展開形態との間を移動するように構成され、前記フープ構造は前記第１のアンカーを前記第２のアンカーに接続する、請求項２０〜２１のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
31. 前記管状のカフの前記第２の端部に結合された第１のアンカーを有し、前記第１のアンカーは、血流のために前記経路内に少なくとも部分的に半径方向内向きに延びる屈曲部を有する、請求項１３〜１６のいずれかに記載の心血管人工弁インプラント。
32. インプラント固定システムであって、
    伸長形態と展開形態との間で移動可能な第１のアンカーと、
    伸長形態と展開形態との間で移動可能な第２のアンカーと、
    前記第１のアンカーを前記第２のアンカーに連結するフープ構造であって、前記第１のアンカーが前記伸長形態から前記展開形態に移動するときに、前記第１のアンカーから第１のトルクを受けるように構成され、前記第２のアンカーが伸長形態から展開形態に移動するときに、前記第２のアンカーから第２のトルクを受けるように構成され、前記第１のトルクは前記第２のトルクに反作用する、フープ構造と、
    を有するインプラント固定システム。
33. 前記第１のアンカーは、前記第１のアンカーが前記展開形態から前記伸長形態に移動するのに抗するように構成された曲げ部を有する、請求項３２に記載のインプラント固定システム。
34. 前記フープ構造と接続された心血管人工弁であって、前記心臓血管人工弁の中央流路を取り囲む内面を有する心血管人工弁をさらに備える、請求項３３に記載のインプラント固定システム。
35. 前記第１のアンカーが前記展開形態にあるとき、前記曲げ部の少なくとも一部が前記内面の半径方向内側に配置される、請求項３４に記載のインプラント固定システム。
36. 単一のワイヤ片が前記第１のアンカー、前記第２のアンカーおよびフープ構造を形成する、請求項３２に記載のインプラント固定システム。
37. 前記単一のワイヤ片はニチノール製である、請求項３６に記載のインプラント固定システム。
38. 前記第１のアンカーは、前記曲げ部の反対方向に曲がるカム面を有する、請求項３３に記載のインプラント固定システム。
39. 前記カム表面に配置された柔軟パッドをさらに備える、請求項３８に記載のインプラント固定システム。
40. 前記フープ構造は、第１の部分および第２の部分を備え、前記第１の部分および前記第２の部分はそれぞれ、前記第１のアンカーと前記第２のアンカーとの間に延び、それぞれがアーチ形状を有する、請求項３２に記載のインプラント固定システム。
41. 前記フープ構造、前記第１のアンカーおよび前記第２のアンカーは、閉ループを形成する、請求項３２に記載のインプラント固定システム。
42. 各アンカーは、前記フープ構造から内側に延び、次いで前記フープ構造から下方に曲がり、次いで前記フープ構造から外側に曲がり、次いで各アンカーの先端が前記フープ構造の上方かつ前記フープ構造に対して外側に位置するように上方に曲がる一対の曲げ部を含む、請求項３２に記載のインプラント固定システム。
43. 心血管人工弁インプラントであって、
    血流のための経路を画定する内面を有する管状カフと、
    前記経路内に配置され、前記管状カフに連結された弁であって、前記カフの内面に取り付けられた１つ以上の弁尖を含み、前記１つ以上の弁尖が、前記インプラントを通る第１の軸方向の流れを許容し、前記第１の軸方向とは反対の第２の軸方向に流れを阻止する弁と、
    前記管状カフに取り付けられたアンカーであって、前記弁を前記第２の軸方向から見たときに、少なくとも一部が前記カフの内面の半径方向内側に延びる形状を有する曲げ部を有するアンカーと、
    を有する心血管人工弁インプラント。
44. 弁を回収する方法であって、
    支持構造を有する人工弁を展開カテーテルの外へ前進させることと、
    前記人工片を部分的に展開することと、
    前記人工弁を前記展開カテーテル内に横向きに引っ込めることによって前記人工弁を回収することと、
    を有する、人工弁の回収方法。
45. 前記人工弁が、前記人工弁のアンカー上で近位に後退することによって回収される、請求項４４に記載の人工弁の回収方法。