JP2024502934A - 人工心臓弁装置、システム及び方法 - Google Patents

Abstract

人工心臓弁装置（５３５、５５５、９００、１１０８、１２３０、１２６０、１４００、１５３５）と搬送システム（１１００、１１０５、１１１０、３０００、１５００）とからなるシステム。人工心臓弁装置（５３５、５５５、９００、１１０８、１２３０、１２６０、１４００、１５３５）は、弁フレーム（７００）に同心状に並んで径方向に隣接して直接接続された、変形可能なアンカー構造（８００、１２２９、１２５９）を備えている。差動変形アンカー構造（８００、１２２９、１２５９）の心房部（８０５、１００５、１４１０、１８０５、１８５０）は、回転配向を補助するための複数の配向構造からなる。この心房部（８０５、１００５、１４１０、１８０５、１８５０）は、流入部接続素子（７４５）を介して弁フレーム（７００）に直接連結されている。差動変形可能なアンカー構造（８００、１２２９、１２５９）のリング領域（８１０、１０１０、１８５５）は、アンカー素子（８６５）と、変形に適したラジアル剛性を有し、かつ、自然構造に適合したアーキテクチャとを備える。差動変形アンカー構造（８００、１２２９、１２５９）の心室領域（８１５、１０１５）は、弁フレーム（７００）の接続部材の流出領域（７２５）に隣接して接触する複数の心室アンカー素子と複数の心室領域接続素子（８４５）とからなる。搬送システム（１１００、１１０５、１１１０、１３００、１５００）は、一次キャビティと、一次キャビティに隣接する１以上の二次キャビティと、人工心臓弁装置（５３５、５５５、９００、１１０８、１２３０、１２６０、１４００、１５３５）の心房部に着脱自在に接続される１以上のテザー（１４４０、１９２０）と、人工心臓弁装置（５３５、５５５、９００、１１０８、１２３０、１２６０、１４００、１５３５）の心房部に着脱自在に接続される接続素子付き細長い導管と、を有する第１の導管に接続される手元制御組立体を備える。補償機構は、第２の導管に連通されており、植込み時に、人工心臓弁装置（５３５、５５５、９００、１１０８、１２３０、１２６０、１４００、１５３５）の形態変更を可能とする。【選択図】図８Ｄ

Description

本発明は全体的に天然心臓弁を修復及び／又は交換するための人工心臓弁装置に関する。特に、いくつかの実施形態は欠損した二尖及び／又は三尖弁を交換するための人工房室弁、及びそれを搬送しかつヒト心臓内に移植するための方法及び装置に関する。

本発明は、キャビティ又は体腔内に挿入される人工物及び人工物の搬送システムに関する。特に、いくつかの実施形態において、人工物及び搬送システムは、人工心臓弁装置、例えば交換房室弁に関する。

房室弁の閉鎖が不完全であり、二尖弁及び／又は三尖弁の閉鎖が不完全であるか又は機能が不完全であるとも呼ばれ、房室弁（二尖弁及び／又は三尖弁）が正常に閉鎖できない心臓疾患である。健康なヒト心臓の二尖弁及び三尖弁はいずれも繊維環で構成され、その上に心室が収縮する時に閉じることができる可撓性かつ弾性を有する弁葉が付着される。各可撓性弁葉の自由端はいずれも腱索に接続され、腱索は弁葉を心室内の乳頭筋に装着し、それにより弁葉の自由端の心動周期全体における運動を制御する。弁の各部は同期に動作しなければならず、それにより適切な全身血液循環を実現する様々な心臓病又は変性疾患は房室弁の各部に影響を与え、弁が不適切に閉じることをもたらす。これにより異常漏れの血液は弁を通過して心房及び外周脈管システムに入る。持続的な房室弁閉鎖不全は無数の心血管合併症を引き起こすことができ、充血性心不全を含む。

従来では、二尖弁が完全に閉じない患者は既に侵襲的な心臓手術により、二尖弁の外科修復又は交換等を含めて治療される。一般的に、これらの方法は良好な臨床結果を生成するが、その侵入性及び長い回復期のため、多くの潜在的な患者はこのような療法の受け入れ基準に合致しない。したがって、多くの患者は治療されず、薬物治療を受ける。三尖弁逆流に罹患している患者は外科手術によりさらにより小さい程度の治療を得て、したがって三尖弁逆流に罹患しているより多くの医療看護患者が存在する。房室弁疾患薬物の治療を受ける患者は生活品質が低く、不利な長期結果となり、多くの人の五年死亡率が５０％以上である可能性がある。

長年にわたって、低侵襲のカテーテル弁療法の開発は深刻な進展を取得し、ここで大動脈弁及び肺動脈弁疾患を治療する方面で最も大きな進展を取得する。例示的な人工物は第７８９２２８１号の米国特許に記載された人工物を含み、全ての目的のために、その全ての内容は参照により本明細書に組み込まれる。カテーテル治療により二尖弁の閉鎖不全を治療する方面でいくつかの進展を取得する。第８６５２２０３号の米国特許は例示的な人工物を開示し、全ての目的のために、その全ての内容は全体を引用することにより本明細書に組み込まれる。また、第９０３４０３２号の米国特許は例示的な補綴物を開示し、全ての目的のために、その全ての内容は全体を引用することにより本明細書に組み込まれる。しかしながら、現在の技術の制限により、大量の潜在的な患者は依然としてこのような療法に適せず、かつ依然として治療されないか又は不利な結果を生成する。これらの制限及び結果は以下を含むがこれらに限定されない。心房血流の停滞及び延長の外科手術による不良イベント及び／又は患者及び術者への放射暴露により、流出路閉塞、血栓形成及び血栓塞栓イベントを引き起こす可能性がある。カテーテル弁交換療法による三尖弁閉鎖不全の治療の進展は非常に小さい。現在の技術の制限性及び治療されていない大量の患者に鑑み、依然として房室弁の機能不全を治療するためのより容易で、より正確で繰り返し可能な改善された装置、システム及び方法を必要とする。

本明細書に開示された実施形態は装置、システム及び方法を指し、例えば欠損した房室弁を交換するために用いられるがそれらに限定されず、より具体的にはヒト患者の心臓における欠損した天然三尖及び／又は二尖弁を交換する交換人工心臓弁装置及びシステムである。

さらに他の実施形態は人工心臓弁装置（例えば交換心臓弁装置に限定されない）を体内の所望の位置に搬送し及び／又は制御可能に展開するための搬送システム、装置及び／又は方法に関する。

いくつかの実施形態において、交換人工心臓弁装置及び交換人工心臓弁装置を天然心臓弁例えば房室弁に搬送するための方法を提供する。

本発明は以下の番号の実施形態を含むがこれらに限定されない。

（実施形態１）

欠損した天然房室弁を交換するためのシステムであって、搬送システム及び人工心臓弁装置を含み、二種類の典型的な操作配置を有する。カテーテル搬送により所望の解剖学的構造を通過する径方向圧縮操作配置と、最終的に目標欠損した房室弁を移植する径方向拡張操作配置とを目的とする。

（実施形態２）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然の二尖弁内に植え込むことができ、大腿静脈から患者の脈管システムを通過し、下腔静脈と部屋の間隔を通過してその二尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態３）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然三尖弁内に植え込むことができ、大腿静脈から患者の脈管システムを通過し、下腔静脈及び右心房を通過してその三尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態４）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然の二尖弁内に植え込むことができ、鎖骨下静脈から患者の脈管システムを通過し、上腔静脈を通過してその二尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態５）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然三尖弁内に植え込むことができ、鎖骨下静脈から患者の脈管システムを通過し、上腔静脈を通過してその三尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態６）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然の二尖弁内に植え込むことができ、心尖入路を経て患者の解剖学的構造を貫通し、左心室を通過してその二尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態７）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然三尖弁内に植え込むことができ、心尖入路を経て患者の解剖学的構造を貫通し、右心室を通過してその三尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態８）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然の二尖弁内に植え込むことができ、心房入路を経て患者の解剖学的構造を通過し、左心房を通過してその二尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態９）

実施形態１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は欠損した天然の二尖弁内に植え込むことができ、大動脈入路を経て患者の解剖学的構造を貫通し、大腿動脈及び大動脈を通過してその二尖弁内の最終的な植え込み位置に到達する。これにより、該例示的な実施形態において、制御された展開ステップを有する搬送導管を利用して人工心臓弁装置を所望の埋め込み位置に搬送することにより、人工心臓弁装置の正確な位置合わせ、配置及び固定を確保することができる。

（実施形態１０）

実施形態２～９のいずれか一項に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は弁フレームと同心に整列し、径方向に隣接し、弁フレームに直接接続されかつ取り囲む差異変形可能なアンカー構造を含む。

（実施形態１１）

実施形態１０に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、変形可能なアンカー構造は第１の剛性及び複数のアライメント構造を有する心房領域を含み、複数のアライメント構造は植え込み期間に回転配向を補助することを目的とする。

（実施形態１２）

実施形態１１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、心房領域は房室弁に隣接する天然心房の底部と一致するように配置され、かつ流入領域接続部材により内部弁フレームに直接接続することができる。

（実施形態１３）

実施形態１２に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、差異変形可能なアンカー構造はリング領域を含み、リング領域は逆移行を防止するためのリングアンカー素子を含む以外に、一般的に変形に適しかつ天然解剖学的構造と一致する第２の剛性を有する。

（実施形態１４）

実施形態１３に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、変形可能なアンカー構造は心室領域を含み、それは一般的に第３の剛性を有しかつ複数の心室アンカー素子を含み、心室アンカー素子は複数の心室領域接続素子を有し、弁フレームの接続部材の流出領域に隣接しかつそれと接触する。

（実施形態１５）

実施形態１４に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、差異変形可能なアンカー構造はさらに心房領域及びリング領域において漏れ防止膜に覆われるように配置されることにより、弁の周囲漏れを防止する。

（実施形態１６）

実施形態１５に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置は弁フレームをさらに含む。

（実施形態１７）

実施形態１６に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームは流入領域、中間領域及び流入領域の下流の流出領域を含む。

（実施形態１８）

実施形態１７に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームの流入領域はさらに流入領域接続部材により差異変形可能なアンカー構造の心房領域に直接接続されるように配置される。

（実施形態１９）

実施形態１８に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、接続部材はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状を含み、それは機械的減衰（ｄａｍｐｅｎ）力及びねじりのアンカー構造から弁フレームへの伝達に配置され、同時にその間の堅固な接続を維持し、かつ弁フレームがそれが一般的に円筒形の幾何学的形状を保持することを可能にし、弁性能を最適化する。

（実施形態２０）

実施形態１９に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームの流入領域はさらに漏れ防止膜を含むように配置され、それは接続部材に沿って弁フレームからアンカー構造に跨る。

（実施形態２１）

実施形態２０に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームの中間領域はさらに複数の弁葉を含み、それは弁フレーム本体の中間領域に延在する弁葉支持構造により支持され、また漏れ防止膜を有し、それは共に血液が人工弁組立体を流れるための一方向弁を形成する。

（実施形態２２）

実施形態２１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームの流出領域はさらにアンカー構造の心室領域に直接接続された複数の流出領域接続部材を含み、ここで、流出領域接続部材は弁フレームの境界領域から延伸する。

（実施形態２３）

実施形態２２に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、流出領域接続部材はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状を含み、それはアンカー構造と弁フレームとの間の力の伝達を機械的に減衰するように配置される。

（実施形態２４）

実施形態２３に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、曲げ変形可能な部分の幾何学的形状はさらに縫合線状フィラメントを含み、それは相対的な剛性から相対的な柔軟範囲内の弾性又は引張性を有する。

（実施形態２５）

実施形態２４に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、人工心臓弁装置はさらに異なる変形可能なアンカー構造内の心房整列構造の案内回転配向方式により、植え込み期間に人工弁の任意の弁葉を天然房室弁の前弁葉と整列し、心室流出路閉塞を回避するために用いられるように配置される。

（実施形態２６）

実施形態２５に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレームの流入領域及び流出領域内に含まれる湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに弁人工物の循環シャトルを許可するように配置される。

（実施形態２７）

実施形態２６に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、弁フレーム内の曲げ変形可能な部分の幾何学的形状は内部の人工弁が心房に向かって変位することを可能にするように配置され、それにより収縮期に収縮する時にそれを潜在的閉塞心室流出路から変位させかつ心室出力に役立ち、収縮期に収縮する時に心室圧力の増加は人工弁の弁葉を開き位置から閉じ位置に変位させ、それにより弁上の背圧を増加させる。

（実施形態２８）

実施形態２７に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、心室が拡張する時、心房と心室との間の圧力差が小さくなるにつれて、血液は心房から人工弁を流れかつ心室に入ることを許可して心室充填に用いられ、弁フレーム内部の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに弁フレームが心室内の元の位置に戻ることを許可し、その心房投影を減少させ、拡張期の血流閉塞、血液停滞の可能性を減少させ、かつ心室充填を最適化するように配置される。

（実施形態２９）

実施形態２８に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、径方向に圧縮された人工心臓弁装置はさらに要求に沿って緊密な屈曲曲率をトラバースすることを許可し、解剖学的構造の解剖学的経路の前進を損傷しない。

（実施形態３０）

実施形態２９に記載の人工心臓弁装置であって、そのうち、径方向に圧縮された人工心臓弁装置はヒンジ接続部の形式で搬送される。

（実施形態３１）

実施形態３０に記載の人工心臓弁装置であって、そのうち、径方向に圧縮された人工心臓弁装置はさらに可撓性幾何学的領域を含む。

（実施形態３２）

実施形態３１に記載の人工心臓弁装置であって、ここで、差異変形可能なアンカー構造は密接曲に沿って前進する長い圧縮の人工心臓弁装置に残量を提供することにより人工心臓弁装置の所望の目標埋め込み部位への前進及び搬送を最適化して制御することを可能にする。

（実施形態３３）

実施形態３２に記載の搬送システムであって、ここで、前記搬送システムは細長い第１の導管を含み、それは第１の直径を有しかつ一次キャビティ、第１の湾曲可能な部分及び一次キャビティに径方向に隣接する一つ又は複数の二次キャビティを含む。

（実施形態３４）

実施形態３３に記載の搬送システムは、さらに一つ又は複数のテザーを含み、それは人工心臓弁装置の部分に接続されかつ第１の導管の一つ又は複数の二次キャビティを平行移動して通過するように配置される。

（実施形態３５）

実施形態３４に記載の搬送システムであって、さらに細長い第２の導管を含み、それは第１の直径より小さい第２の直径を有しかつキャビティ、第２の湾曲可能な部分及び一つ又は複数の人工心臓弁装置に接続可能な部分の接続素子を含み、ここで、前記第２の導管はさらに第１の導管の一次キャビティ内に平行移動するように配置される。

（実施形態３６）

実施形態３５に記載の搬送システムは、さらに第２の導管に接続され連通しかつ人工心臓弁装置の構成変化を制御可能に実現する補償機構を含む。

（実施形態３７）

実施形態３６に記載の搬送システムであって、ここで、一つ又は複数のテザーと一つ又は複数の接続素子は共に張力を提供し、該張力は人工心臓弁装置を搬送のための径方向拘束構造に制御可能に維持する。

（実施形態３８）

実施形態３７に記載の搬送システムであって、ここで、補償機構は第２の導管が人工心臓弁装置の径方向拡張期間に第１の導管内に制御可能に平行移動することにより張力を解放することを可能にする。

（実施形態３９）

実施形態３８に記載の搬送システムであって、さらに細長い第３の導管を含み、それは第２の直径より小さい第３の直径を有しかつキャビティ、第３の湾曲可能な部分及び遠位端被覆物を含み、遠位端被覆物は第３の直径より大きい第４の直径を有しかつその中に人工心臓弁装置を含む部分により人工心臓弁装置の部分を径方向に拘束するように配置される。

（実施形態４０）

実施形態３９に記載の搬送システムであって、ここで、第３の導管はさらに第２の導管のキャビティ内で平行移動するように配置される。

（実施形態４１）

実施形態４０に記載の搬送システムであって、ここで、遠位端被覆物はさらに第２の導管の接続素子と接触することにより人工心臓弁装置の部分を包埋するように配置される。

（実施形態４２）

実施形態４１に記載の搬送システムであって、ここで、補償機構はさらに第３の導管に接続されて連通するように配置され、かつここで第３の導管の遠位端被覆物は補償機構の作動により制御可能に平行移動する。

（実施形態４３）

実施形態４２に記載の搬送システムであって、さらに第４の細長い導管を含み、それは第１の直径より大きい第五直径を有しかつキャビティ及び近位端被覆物を含み、近位端被覆物はその中に人工心臓弁装置の部分を含むことにより人工心臓弁装置の部分を径方向に拘束するように構成される。

（実施形態４４）

実施形態４３に記載の搬送システムであって、ここで、第４の導管はさらに第１の導管の上方に平行移動するように配置される。

（実施形態４５）

実施形態４４に記載の搬送システムであって、ここで、第１の及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断されたニッケルチタンノウチューブの部分を含む。

（実施形態４６）

実施形態４４の搬送システムのように、ここで、第１の及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断鋼管の部分を含む。

（実施形態４７）

実施形態４４の搬送システムのように、ここで、第１の及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断ポリマー管の部分を含む。

（実施形態４８）

実施形態４４に記載の搬送システムであって、ここで、第１の及び第２の湾曲可能な部分はさらに強化繊維管の部分を含む。

（実施形態４９）

実施形態４５～４８のいずれか一項に記載の搬送システムであって、ここで、第２の導管はさらに内部にバイアスされた支え線に張力を印加する方式で転向できるように配置される。

本発明は、その適用例を図面と共に説明すれば、以下の通りである。

本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による断面線を有する例示的な心臓の後部の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の基礎的態様の断面図の概略図であり、例示的な大動脈弁、例示的な二尖弁、例示的な肺動脈弁、および例示的な三尖弁を示す。 本発明のいくつかの適用例による小葉、腱索、乳頭筋を含む例示的な天然二尖弁装置の展開及び扁平周辺の正面図である。 本発明のいくつかの適用例による小葉、腱索及び乳頭筋を含む例示的な天然三尖弁装置の展開及び扁平周辺の正面図である。 拡張期中の左心室における正常な血流の方向を示す、本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、収縮中の左心室における正常な血流の方向を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、収縮中に結合後葉により左心室に還流する血流の方向を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、収縮中に小葉隆起により左心室を還流する血流の方向を示す。 本発明のいくつかの適用例による二尖弁位置内に移植される人工心臓弁装置の実施形態を示す例示的な心臓の前部の断面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、三尖弁位置内に埋め込まれた人工心臓弁装置の実施形態を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、二尖弁位置内の経心尖移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、三尖弁位置内の経心尖移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、三尖弁位置内の経大腿静脈移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、二尖弁位置内の中隔移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、二尖弁位置内の鎖骨下移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、三尖弁位置内の鎖骨下移植に対応する経皮経路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、二尖弁位置内の皮質移植に対応する経皮通路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な心臓の前部の断面図の概略図であり、二尖弁位置内の経皮移植に対応する経皮通路を示す。 本発明のいくつかの適用例による例示的な自己膨張弁フレームの実施形態の斜視図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な自己膨張弁フレームの実施形態の平面図（流入）の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な自己膨張弁フレームの実施形態の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による組織小葉及び織物被覆を含む例示的な自己膨張弁フレームの実施形態の正面図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な差分変形可能なアンカー構造の実施形態の斜視図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な差分変形可能なアンカー構造の実施形態の断面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な差分変形可能なアンカー構造の実施形態の平面図（流入）の概略図である。 本発明のいくつかの用途に従った織物カバーを含む例示的な差分変形可能なアンカー構造の実施形態の断面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置の実施形態の斜視図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置の実施形態の平面（流入）斜視図の概略図である。 本発明のいくつかの用途に従った布地被覆を含む例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置の実施形態の断面輪郭図の概略図である。 例示的な人工心臓弁装置の実施形態の概略図であり、湾曲幾何学的結合の代替実施形態を詳細に説明する。 本発明のいくつかの適用例によるカール構造の例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 図１０Ｂは、本発明のいくつかの適用例による拡張構成された例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な送達システムから展開される例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な送達システムから展開される例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な送達システムから展開される例示的な人工心臓弁装置の実施形態の正面図の概略図である。 図１２Ａは、心臓周期の拡張期に二尖弁位置内に移植される本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置の実施形態の側面断面図である。 図１２Ｂは、本発明のいくつかの用途に従って、心臓周期の収縮段階において二尖弁位置内に移植される例示的な人工心臓弁装置の実施形態の側面断面図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な送達システムに搭載される例示的な人工心臓弁装置の実施形態の斜視図及び詳細図の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による例示的な人工心臓弁装置のフレーム平面パターンの実施形態のセグメントの正面図である。 本発明のいくつかの適用例による、部分的に展開された構成にある人工物を有する大腿動脈経由送達装置の遠位部分の拡大模式図である。 本発明のいくつかの適用例による、ローディング構成にある人工心臓弁装置を有する大腿動脈経由送達装置の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による、ロード構成された人工心臓弁装置を有する大腿動脈経由送達装置の遠位端部の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による大腿動脈経由送達装置の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による大腿動脈経由送達装置の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による大腿動脈経由送達装置の人工心臓弁装置保持領域の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による大腿動脈経由送達装置のテザーシャトル機構の概略図であり、テザーシャトルが閉じた構成にある。 本発明のいくつかの適用例による接合構成にある大腿動脈経由送達装置の複数のテザーコネクタの概略図である。 本発明のいくつかの適用例による大腿動脈経由送達装置のテザーシャトル機構の概略図であり、テザーシャトルがオープン構成にある。 本発明のいくつかの適用例による、オフセット構成されたストランド配信システムの複数のテザーコネクタの概略図である。 本発明のいくつかの適用例によるストランド配信システムのテザーコネクタの隠線図である。 本発明のいくつかの適用例による人工心臓弁装置の配置を説明する一連の概略図である。 本発明のいくつかの適用例による第２の導管及び保持領域における外部被覆の立体構造を説明する概略図のシーケンスである。 本発明のいくつかの適用例に従って断面で描かれた大腿動脈経由送達装置の一連の概略図である。

本明細書及び図面は交換人工心臓弁装置、システム及び方法のいくつかの実施形態のコンテキストにおいて本開示の態様及び特徴を提供し、これらの交換人工心臓弁装置、システム及び方法は患者用の脈管システムに配置され、例えば患者用の天然心臓弁である。これらの実施形態は特定の弁（例えば患者の二尖弁又は三尖弁）を組み合わせて交換して議論することができる。しかしながら、理解されるように、本明細書に検討された特徴及び概念は人工心臓弁装置以外の製品に適用することができる。例えば、本明細書に記載の制御された位置決め、展開及び固定特徴は医療インプラント、例えば他のタイプの展開可能な人工物に適用することができ、身体の他の部位、例えば動脈、静脈又は他の体腔又は部位に用いられる。また、人工心臓弁装置、システム又は方法の特定の特徴を制限と見なすべきではなく、かつ本明細書に検討されたいずれかの実施形態の特徴は必要に応じて適切な場合に他の実施形態の特徴と組み合わせることができる。本明細書に説明されたいくつかの実施形態は特定の搬送入路を結合して説明されるが、理解すべきことは、これらの実施例が他の搬送入路に用いられてもよいことである。また、理解されるように、いくつかの実施形態を結合して説明されたいくつかの特徴は他の実施形態と結合することができ、異なる搬送経路を結合して説明されたそれらを含む。

図１を参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、例示的な心臓１００の前部の正面図を示す概略図である。例示的な心臓１００は一般的に四つのメインチャンバ（右心房１４０、右心室１４６、左心房１１０及び左心室１４７）を含み、それらはポンプシステムとして調和的に作用して血管システム全体に血液を循環させる。正常な場合に、体循環（図示せず）は脱酸素血を上腔静脈及び下腔静脈（それぞれ１２５、１４５である）により右心房１４０に戻す。拡張期間（心動周期の心室拡張部分）において、脱酸素血は三尖弁（２４５、図２Ｂ）を強制的に通過しかつ右心室１４６に入る。右心室１４６に入ると、収縮期（心拍周期の心室収縮部分）に収縮駆動された右心室１４６と右心房１４０との間の圧力勾配は三尖弁（２４５、図２Ｂ）を閉じかつ血液が右心室流出路（５２０、図５Ａ）を通過するように強制し、肺動脈弁（５１５、図５Ａ）を通過しかつ左肺動脈及び右肺動脈（それぞれ１１５、１３０である）に沿って進行することにより肺動脈幹１１４に沿ってそれが肺（図示せず）に流出するまで停止する。血液は肺（図示せず）の呼吸により酸素を含有し、その後に左肺静脈と右肺静脈（それぞれ１０５、１３５である）により左心房１１０に戻る。次に拡張期拡張は開かれた二尖弁（２１０、図２Ｂ）により現在の酸素を含有する血液を吸引し、左心室１４７の充填をもたらす。最後に、収縮期心室は左心室１４７と左心房１１０との間の圧力勾配を収縮駆動し、二尖弁（２１０、図２Ｂ）を閉じかつ心臓１４７の左心室内の酸素含有血液が左心室流出路（４５５、図４Ａ）を通過し、大動脈弁（２０５、図２Ｂ）を通過し、かつ大動脈１２０に沿ってシステムに循環するように強制する（図示せず）。心臓１００はさらに回旋動脈１５５及び左及び右冠状動脈（それぞれ１６０、１５０）により心周期全体でそれ自体に酸素含有血液を提供する。大動脈１２０の分岐動脈、例えば左鎖骨下動脈、左頸総動脈及び頭腕動脈（それぞれ１２１、１２２、１２３である）は脳及び身体上肢に酸素含有血液を提供する。

現在、図２Ａを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、例示的な心臓１００の後部の概略図である。断面線Ａ－Ａ２００を示し、それは例示的な心臓１００の断面をどこで切断して図２Ｂに示すビューに到達することができることを説明する。

図２Ｂは本発明のいくつかの応用例による例示的な心臓１００の断面図を示す概略図であり、頂端透視図から呈する解剖特徴を強調するものである。前記のように、例示的な心臓は一般的に四つのメインチャンバ（右心房１４０、右心室１４６、左心房１１０及び左心室１４７、図１）を含む。右心房（１４０、図１）と右心室（１４６、図１）との間に三尖弁２４５が存在する。右心室２４０の内壁は、収縮期収縮時に血液が押し出される空間を規定している。三尖弁２４５は三尖弁であり、前尖２５５、後尖２５０及び間隔尖２６０で構成され、右心室（１４６、図１）が収縮期間に圧力を受ける時、それらが一体に閉じかつ一般的に逆行の血流を防止する。前尖２５５と後尖２５０との間及び下方に前後乳頭筋２５６が存在し、それは三尖弁腱索２６１により二つの弁葉を支持する。後尖２５０と隔尖２６０との間及び下方に後隔乳頭筋２５７が存在し、それは三尖弁腱索２６１により二つの弁葉を支持する。隔尖２６０と前尖２５５との間及び下方に前隔乳頭筋２５８が存在し、それは三尖弁腱索２６１により二つの弁葉を支持する。

右心室２４１の外壁に沿って肺動脈弁２３５に通じ、肺動脈弁２３５と三尖弁２４５は右心室（１４６、図１）と右心室流出路（５２０、図５Ａ）を共有する。肺動脈弁２３５も三弁尖弁であり、左尖２３６、右尖２３８及び前尖２３７で構成され、右心室（１４６、図１）が拡張期間に減圧する時、それらが一体に閉じられかつ一般的に逆行の血流を防止する。

左心室２３１の外壁に沿って大動脈弁２０５に通じ、大動脈弁２０５と二尖弁２１０は左心室（１４７、図１）と左心室流出路（４５５、図４Ａ）を共有する。大動脈弁２０５も三弁尖弁であり、左尖２０６、右尖２０７及び後尖２０８で構成され、左心室（１４７、図１）が収縮期間に減圧する時、それらが一体に閉じられかつ一般的に逆行の血流を防止する。

左心房（１１０、図１）と左心室（１４７、図１）との間に二尖弁２１０が存在する。左心室２３０の内壁は、収縮期収縮時に血液が押し出される空間を規定している。二尖弁２１０は二弁尖弁であり、前尖２１２及び後尖２１１で構成され、左心室（１４７、図１）が収縮期間に圧力を受ける時、それらが閉じられかつ一般的に逆行の血流を防止する。後尖２１１と前尖２１２の中間と後部に後内側乳頭筋２１５が存在し、それは二尖弁腱索２２５により二つの弁葉を支持する。後尖２１１及び前尖２１２の外側及び後部に前外側乳頭筋２２０が存在し、それは二尖弁腱索２２５により二つの弁葉を支持する。前尖２１２は二尖弁リング（３３５、図３Ａ）から中心室内にサブリング状に延伸する。境界縁部（尖弁が交差する角）において、前尖２１２は繊維組織の明らかな剛性領域（繊維三角２１６と呼ばれる）の近傍の弁環から由来する。繊維三角２１６は心臓１００の構造領域として機能し、心周期全体に生成された動的運動期間に、二尖弁２１０及び大動脈弁２０５に支持基礎を提供する。

現在、図３Ａを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、弁葉（前３１０、後３１５）、二尖弁腱索（３２０）及び乳頭筋（前外側３０５、後内側３０１）を含む例示的な天然二尖弁周辺の展開しかつ平らに広げられて選択のための代表体３００の正面図の概略図である。これから分かるように、前弁葉３１０及び後弁葉３１５はいずれも二尖弁環３３５から由来しかつ下向きに延伸し（左心室に向き、図示せず）かつ左心房（図示せず）から離れる。代表体３００は、二尖リング３３５の縁に沿って、後内側境界領域３０６と前外側境界領域３０７とに区分されている（この図では半分に区分されている）。各境界領域（後内側３０６、前外側３０７）の下方に延在するのは二尖弁腱索３２０のアーチであり、それはさらに対応する乳頭筋（後内側３０１、前外側３０５）に連通するまで延在する。二尖弁腱索も前弁葉３１０及び後弁葉３１５自体から直接的に延伸し、後及び前自由辺（それぞれ３２５、３３０である）と呼ばれる腱索なし領域に到達するまで、各対応する弁葉の縁部を限定する。解剖学的構造が完全である健康心臓において、腱索の機能は弁葉と乳頭筋との間に張力を提供し、弁葉が収縮期間に心房に過度に接合されかつ心房に向かって移動することを防止することであり、これは最終的に弁機能障害、血流逆流、心不全及び健康状況不良を引き起こす可能性がある。

図３Ａと同様に、図３Ｂは本発明のいくつかの応用例による、弁葉（仕切り３５０、前３６０、後３７０）、三尖弁腱索（３８０）及び乳頭筋（後仕切り３８５、前仕切り３９０、前後３９５）を含む例示的な天然三尖弁周辺の展開されかつ平らに広げられて選択のための代表体３４０の概略図である。これから分かるように、前弁葉３６０、後弁葉３７０及び遮断弁葉３５０は三尖弁環３４５から由来しかつ下向きに延伸し（右心室に向き、図示せず）かつ右心房（図示せず）から離れる。三尖弁リング３４５の縁に沿って代表体３４０を前仕切り境界領域３８２、前後境界領域３８３及び後仕切り境界領域３８１（同図では半分に分けられる）に分割する。各境界領域（前仕切り３８２、前後３８３及び後仕切り３８１）の下方に延伸するのは三尖弁腱索３８０のアーチであり、それはさらに対応する乳頭筋（前仕切り３９０、前後３９５及び後仕切り３８５）に連通するまで延伸する。三尖弁腱索３８０も直接的に区分葉３５０、前弁葉３６０及び後弁葉３７０自体から延伸し、各対応する弁葉の縁部を限定し、区分自由辺、前自由辺及び後自由辺（３５５、３６５、３７５）と呼ばれる腱なし索領域に到達するまで停止する。二尖弁と同様に、三尖弁の弁葉、腱索及び対応する乳頭筋も調和的に作用し、血流逆行及び血流逆流及び逆行に関連する全ての関連疾患及び合併症を防止することができる。

現在、図４Ａ及び４Ｂを参照し、それらは本発明のいくつかの適用例による、心臓の左側及び右側（左側に集中する）の正常な前方血流が拡張期及び収縮期を含む心周期を通過する典型的な説明を示す図である。具体的には、図４Ａは例示的な心臓４００の前部の断面図を概略的に示し、拡張期間に左心房４４５から左心室４２５までの正常な血流の方向（矢印４３０で示す）を示す。理解すべきことは、拡張期間において、二尖弁４４０が開き、二尖弁葉４３５が完全に左心室４２５に向かって延伸し、それにより新鮮な酸素含有血液が左心室４２５に充填することを可能にする。拡張期間において、大動脈弁４５０は閉じたままである。図４Ａには、拡張期間における心臓の右側も描かれている。拡張期間に心臓の左側に発生する状況と類似する方式で、右側に、血液は右心房４０５から開放された三尖弁４１０を通過するように案内され、完全に延伸した三尖弁葉４１５を経過して右心室４２０に入り、その後に右心室流出路（図示せず）及び肺動脈弁及びその後の肺動脈弁（いずれも図示せず）から排出される。心動周期において、心臓の二つの心室は拡張期に一致して拡張し、次に収縮期に一致して収縮する。図４Ｂは例示的な心臓４００の前部の断面図を概略的に示し、収縮期に左心室４２５から左心室流出路４５５を通過して大動脈弁４６５に流れる正常な血流方向（矢印４６０で示す）を示す。理解すべきことは、収縮期間において、二尖弁４７０が閉じ、二尖弁葉４７１が完全に収縮することにより血液が逆走して左心房４４５に流れることを防止し、かつ新鮮な酸素含有血液が大動脈４７２により排出されることを可能にする。収縮期間において、大動脈弁４６５は強制的に開かれる。図４Ｂには、収縮時の心臓の右側も描かれている。収縮期間中に心臓の左側に発生する状況と類似する方式で、右側に、血液は右心室４２０から右心室流出路（図示せず）により肺動脈弁（図示せず）に案内される。三尖弁４７５が閉じ、三尖弁葉４７６が完全に収縮することにより血液が逆走して右心房４０５に流れることを防止することが分かる。

図４Ａ及び４Ｂとは逆に、図４Ｃ及び４Ｄは本発明のいくつかの応用例による、心臓の左側及び右側（左側に集中する）が収縮期段階で一部の逆行逆流を有する異常な向きの血流の典型的な説明を概略的に示す図である。具体的には、図４Ｃは例示的な心臓４００の前部の断面図を概略的に示し、収縮期間に大動脈４６５を通過するだけでなく、損傷された二尖弁４８５を通過しかつ左心房４４５内に入る異常血流の方向（矢印４８０及び４８１で示す）を示す。該図では、損傷された二尖弁４８５は正確に接合できない連続弁葉を有する。連関弁葉は断裂した腱索（図示せず）又は退化した二尖弁環組織に起因する可能性があり、これはさらなる組織構造の損傷、強度の低下及び退化を引き起こす可能性がある。このようなタイプの損傷された二尖弁４８５に対して、大動脈４６５を通過する駆出スコアの大部分を正常に離れて左心房４４５に再導入すべきであり、矢印４８０に示すとおりである。図４Ｄは例示的な心臓４００の前部の断面図を概略的に示し、収縮期間に大動脈４６５を通過するだけでなく、損傷された二尖弁４９５を通過しかつ左心房４４５内に入る異常血流の方向を示す（矢印４９０及び４８１で示す）。該図において、損傷された二尖弁４９５は正確に接合できないテント状弁葉に罹患する。テント状弁葉は心室再構成に起因する可能性があり、これは心臓病発作などの虚血イベントの後に発生する可能性がある。心室の部分（虚血のため）が機能を失う場合、心室の残りの健康部分が過度に収縮され、周囲の解剖学的構造（例えば腱索及び関連弁葉）の局所肥大及び変形を引き起こす。

現在、図５Ａ及び５Ｂを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、二尖弁及び三尖弁位置内に埋め込まれた人工心臓弁装置（二尖弁位置５３５、三尖弁位置５５５）の実施形態の例示的な心臓（５００、５５０）の前部の断面図を示す概略図である。具体的には、図５Ａは例示的な心臓５００を概略的に示し、該心臓５００は肺動脈幹５０１、右心房５０２、左心房５０３、右心室５１０及び左心室５０５を二つに分ける平面に沿って切断されることにより、心臓のキャビティ（右心房４０５、左心房４４５、右心室４２０及び左心室４２５）の内部特徴及び詳細を露出し、これらの内部特徴及び詳細は既に二尖弁位置内に埋め込むために設計された人工心臓弁装置５３５の例示的な実施形態の設計特徴に関連する。人工心臓弁装置５３５の例示的な実施形態は流入（左心房４４５又は右心房４０５）領域及び流出（右心室４２０又は左心室４２５）領域に延伸する最小輪郭を有するように設計されてもよく、心室流出路閉塞（左心室流出路５１２、右心室流出路５２０）を防止しかつ流出領域閉塞の場合に低下した駆出スコアを防止し、及び流入領域閉塞の場合に血流障害及び淀み形成を防止する。人工心臓弁装置５３５の例示的な実施形態はさらに天然解剖学的構造、例えば二尖弁リング（５１４、図５Ｂ）の前部及び後部領域（それぞれ５４５及び５４０である）を利用することができ、かつ半径方向外向きの力を用いて装置のアンカー固定を補助し、及び心房底部（左、４４５）及び心室頂面（左、４２５）に隣接可能な負荷荷重表面を有することにより、天然弁リングに効果的に挟まれかつ装置が左心房４４５又は左心室４２５に移動することを防止する。以下、これらの特徴についてさらに説明する。

図５Ａと同様に、図５Ｂは本発明のいくつかの応用による、例示的な心臓５５０を概略的に示し、該心臓５５０は肺動脈幹５０１、右心房５０２、左心房５０３、右心室５１０及び左心室５０５を二つに分ける平面に沿って切断され、それにより心臓のキャビティ（右心房４０５、左心房４４５、右心室４２０及び左心室４２５）の内部特徴及び詳細を露出し、これらの内部特徴及び詳細は三尖弁位置内に埋め込むために設計された人工心臓弁装置５５５の例示的な実施形態の設計特徴に関連する。例示的な人工心臓弁装置５５５の実施形態は上記説明及び設計された二尖弁位置用の装置に発見された利点と同様の利点を提供することができる。例えば、人工心臓弁装置５５５の例示的な実施形態はさらに天然解剖学的構造、例えば三尖弁リング（５１３、図５Ａ）の前部、仕切部及び後部領域（それぞれ５６５及び５６０である）を利用することができ、かつ半径方向外向きの力を用いて装置のアンカー固定を補助し、及び心房の底部（右、４０５）及び心室頂部（右、４２０）に隣接可能な負荷荷重表面を有することにより、天然弁リングに効果的に挟まれかつ装置が右心房４０５又は右心室４２０に移動することを防止する。

現在、図６Ａ～６Ｈを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、例示的な心臓６００の前部の断面図の概略図であり、例示的な人工心臓弁装置の様々な経皮輸送経路を示す。図６Ａは心尖移植された二尖弁位置内に対応する経皮通路を示し、方向矢印６０５で示される。図６Ｂは心尖移植三尖弁位置内に対応する経皮通路を示し、方向矢印６１５で示される。図６Ｃは大腿静脈移植三尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６２５で示される。図６Ｄは経股静脈／経間隔移植された二尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６３５で示される。図６Ｅは鎖骨下に埋め込まれた二尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６４５で示される。図６Ｆは鎖骨下に移植された三尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６５５で示される。図６Ｇは大動脈により挿入された二尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６６５により示される。図６Ｈは心房により挿入された二尖弁位置内に対応する経皮経路を示し、方向矢印６７５により示される。本明細書に説明された例示的な人工心臓弁装置のいくつかの実施形態は特定の経皮送達入路を結合して説明されるが、理解されるように、これらの実施形態は他の経皮送達入路に用いることができる。また、理解すべきことは、本発明のいくつかの応用例により、いくつかの実施形態を結合して説明されたいくつかの特徴は、他の実施形態と結合することができ、異なる経皮輸送経路を結合して説明されたそれらを含む。

現在、図７Ａ～７Ｄを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）と嵌合するように配置された例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態を説明する概略図である。具体的には、図７Ａは例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態の斜視図を示し、該弁フレームは略円筒形であってもよく、血液流入領域７０１及び血液流入領域７０１に対向する血液流出領域７０２を有し、前記領域は通常正常動作期間に血液が装置を流れる可能性のある方向を説明する。図７Ａに説明された例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態は一般的に超弾性及び形状記憶特性を有する任意の合金で構成されてもよく、例えばニッケルチタンノ又は任意の他の超弾性、形状記憶金属又は他の合金、ポリマー又は自己拡張特性を表現できる材料の組成物である。一般的に、例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態は弁フレーム流入領域（７１５、図７Ｃ）を有することができ、それは血液流入領域７０１に隣接しかつ弁の周囲漏れを防止する特徴及び例示的な自己拡張弁フレーム７００と隣接弁フレーム流入領域（７１５、図７Ｃ）の例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）との間の嵌合接続を可能にする特徴を提供するように配置される。例示的な自己拡張弁フレーム７００と例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）との間の嵌合接続を可能にする特徴はさらに複数の（７３６、図７Ｂ）細長い流入領域接続部材７３５を含むことができ、それらは可撓性可動かつ湾曲可能に配置され、構造の変形を可能にしかつ力を吸収し、同時に依然として部材の間に確実で持続的な支持を提供する。流入領域接続部材７３５はさらに曲げ変形可能な部分を含む幾何学的形状７４０に配置されてもよく、それは構造変形及び力吸収を可能にする。流入領域接続部材７３５はさらに流入領域接続素子７４５を提供するように配置されてもよく、それは位置決め特徴として機能し、流入領域接続部材７３５と対応する心房接続素子（８２５、図８Ａ）との間の接続可能な嵌合に用いられ、対応する心房接続素子（８２５、図８Ａ）は例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）の実施形態に位置する。例示的な自己拡張弁フレーム７００の周囲の弁周囲漏れを防止することを可能にする特徴は弁シールカバー（７８０、図７Ｄ）を含むことができ、それは例えばポリエステル、ナイロン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、処理された心膜組織、ポリマー織物又は耐久性のある人工心臓弁装置を構成することに適用する任意の他の材料等の織物で構成され、かつ弁フレーム流入領域（７１５、図７Ｃ）から弁フレーム流出領域（７２５、図７Ｃ、以下のとおりである）まで延びるように配置される。また、例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態はさらに弁フレームリング領域（７２０、図７Ｃ）を有することができ、それは弁フレーム流入領域（７１５、図７Ｃ）と弁フレーム流出領域（７２５、図７Ｃ、以下のとおりである）に隣接しかつ両者の間にあり、かつ縫合糸と織物を接続するための位置を提供するように配置され、前記織物は例えばポリエステル、ナイロン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、処理された心膜組織、ポリマー織物、又は耐久性のある人工心臓弁装置の任意の他の材料を構造することに適用される。縫合糸及び織物を弁フレームリング領域（７２０、図７Ｃ）で例示的な自己拡張弁フレーム７００に接続するための位置を提供することを許可する特徴は縫合糸及び織物をその上に接続する弁葉付着接続レール７３０及び弁葉付着接続レールの曲げ可能な変形部分の幾何学的形状（７７５、図７Ｃ）を含むことができ、該幾何学的形状も縫合糸及び織物を受けることができ、かつさらに捲縮過程に役立つ柔軟性（図示せず）を提供し、次に装置を例示的な輸送システム（図示せず）に負荷して経皮又は他の移植に用いられる。また、例示的な自己拡張弁フレーム７００の実施形態はさらに弁フレーム流出領域（７２５、図７Ｃ）を有することができ、該弁フレーム流出領域は弁環領域（７２０、図７Ｃ）に隣接しかつその下流方向にあり、かつ例示的な自己拡張弁フレーム７００と隣接弁フレーム流出領域（７２５、図７Ｃ）の例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）との間の嵌合接続を可能にする特徴を提供するように配置される。例示的な自己拡張弁フレーム７００と隣接弁フレーム流出領域（７２５、図７Ｃ）の例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）との間の整合接続を可能にする特徴は複数（７４９、図７Ｃ）の細長い流出領域接続部材（７５０、図７Ｃ）を含むことができ、それは弁葉付着レール（７３０、図７Ｃ）と弁境界付着領域（７６５、図７Ａ）に隣接しかつそれから延伸し、弁境界付着領域（７６５、図７Ａ）は縫合糸と境界弁葉結合部品（７７０、図７Ａ）の方式により複数の弁葉（７９０、図７Ｄ）の付着を支持するように配置される。各流出領域接続部材（７５０、図７Ｃ）はさらに一連の流出領域接続素子（７５５、図７Ｃ）を含むことができ、それは流出領域接続部材（７５０、図７Ｃ）と対応する心室領域接続素子（８４５、図８Ａ）との間の接続嵌合可能な位置決め特徴として機能し、対応する心室領域接続素子（８４５、図８Ａ）は心室一致性構造支持支柱（８３６、図８Ａ）に隣接し、該支柱は例示的な差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）の実施形態に位置する。各流出領域接続部材（７５０、図７Ｃ）はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状（７６０、図７Ｃ）を含むことができ、それは可撓性可動かつ湾曲可能に配置され、構造の変形を許可しかつ力を吸収し、同時に依然として部材の間に信頼性がありかつ持続的な支持を提供する。

図７Ｄを参照し、本発明のいくつかの応用例による、自己拡張弁フレーム７７７の例示的な実施形態の正面図の概略図を説明し、それは弁の周囲漏れを防止するための組織弁葉及び織物被覆物（弁シールカバー）７８０を含む。図７Ｄの自己拡張弁フレーム７７７の実施形態は弁葉付着レール７３０を含み、それは複数の弁葉７９０に位置を提供する。弁葉は化学的に処理されかつ生体適合性を有する心嚢内組織材料、又は生体適合性を有する高分子材料、又は生体適合性を有しかつ人工心臓弁の弁葉構造の製造に適用される任意の他の構造で構成されてもよい。各弁葉７９０は弁境界７９５の間に延在し、弁境界７９５は各弁葉付着レール７３０の範囲に隣接しかつその間にあり、弁境界７９５はさらに境界被覆物７８６及び付着縫合線７８５を含む。

現在、図８Ａ～８Ｄを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の実施形態の様々なビューを説明する概略図である。図８Ａ～８Ｂに示された例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の実施形態はアンカー心房領域８０５を含むことができ、該アンカー心房領域８０５は一般的に菱形ユニット構造を共に限定する複数の細長い支柱を含み、かつ一般的に第１の剛性を有する。心房領域８０５は心臓の天然房室弁の心房表面と一致するように配置され（図５Ａ～５Ｂを参照する）、かつ心臓の房室弁が心房から対応する心室に向かって移動することに抵抗を提供する。心房領域８０５はさらに複数の心房放出部材８３０を含むことができ、各心房放出部材８３０は心房一致性構造８２０に隣接しかつそれから延伸し、心房一致性構造８２０はさらに滑らかな表面を提供するように配置され、例示的な搬送システム導管（図示せず）は該滑らかな表面に引っ張られて本開示の人工心臓弁装置を捕捉しかつ嵌着することができる。心房解放部材８３０は心房解放部材の幾何学的形状８３１を含むように配置されてもよく、それは差異変形可能なアンカー構造８００と例示的な輸送システム（図示せず）との間の解放可能な接続を可能にする。例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の付加的な特徴は心房領域接続素子８２５を含むことができ、それは心房接続素子の幾何学的形状８２６を有し、それは例示的な自己拡張心臓弁フレーム（７００、図７Ａ）の流入領域接続素子７４５と接続可能に嵌合するように配置される。

図８Ａ～８Ｂの例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の実施形態はさらにアンカー固定弁リング領域８１０を含み、それは一般的に複数の長くかつ広い弁リング領域締結支柱８６２を含み、それらは環状円周構造を共に限定し、本実施形態の例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の円周を横断し、かつ一般的に第２の剛性を有する。リング領域８１０は、心臓の自然房室リングと一致するように構成され（図５Ａ～図５Ｂ参照）、上記リングから離れる移動に対して径方向の拡張力により抵抗を与えることができる。また、図８Ａ～８Ｂに示された例示的な差異変形可能なアンカー構造８００の実施形態はさらにアンカー固定心室領域８１５を含むことができ、該アンカー固定心室領域８１５は一般的に第３の剛性を有し、かつ一般的に複数の長くかつ広い心室一致性構造８３５を含み、それは天然心室の頂面に隣接するためのヒール８６０（図５Ａ～５Ｂを参照する）と、複数の細長い心室一致性構造支持支柱８３６とを含み、それは心室放出部材８４０に終止する。心室放出部材８４０は心室放出部材の幾何学的形状８５０を有し、それは差異変形可能なアンカー構造８００を例示的な搬送システム（図示せず）に放出可能に接続するように配置される。各心室一致性構造８３５はさらに複数の心室領域接続素子８４５を含むことができ、それぞれ心室領域接続素子の幾何学的形状８５５を有し、それは例示的な自己拡張心臓弁フレーム（７００、図７）の流出領域接続素子７５５との嵌合接続を提供する。心室領域一致性構造８６０のヒールはさらにリングアンカー素子８６５を含むことができ、それはリング組織を貫通しかつ差異変形可能なアンカー構造８００のアンカー力を強化するように配置される。最後に、心室領域８１５は心臓の天然房室弁の心室壁及びリングと一致するように配置されてもよく（図５Ａ～５Ｂを参照する）、かつヒール８６０により天然リングの弁下面に隣接する位置で心室の頂面に当接して上記リングから離れかつ心房への移動に抵抗力を提供する。心房領域８０５の第１の剛性、リング領域８１０の第２の剛性及び心室領域８１５の第３の剛性はこのような方式で関連することができ、すなわち最適化された剛性の適切な組み合わせを提供して装置移行を回避し、同時に天然心臓の天然構造と一致する。剛性は一般的に等しくてもよい。又は、第１の剛性は一般的に第２の剛性及び第３の剛性のうちの一つ又は二つの剛性よりも大きいか又は小さい。また、第２の剛性は一般的に第１の及び第３の剛性のうちの一つ又は二つの剛性よりも大きいか又は小さくてもよい。最後に、第３の剛性は一般的に第１の剛性及び第２の剛性のうちの一つ又は二つの剛性よりも大きいか又は小さくてもよい。

現在、図８Ｄを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、織物被覆物８６７の変形可能なアンカー構造を有する実施形態の概略図である。織物被覆物８６７を有するアンカー構造は上記差異変形可能なアンカー構造８００を含むことができ、またさらにアンカーシールカバー８７０を含み、それは弁の周囲漏れを防止するように配置されかつ例えばポリエステル、ナイロン、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、処理された心膜組織、ポリマー織物又は耐久性のある人工心臓弁装置の任意の他の材料等の織物で構成される。アンカーシールカバー８７０はさらにリング領域シールカバー８７１及びリング領域シールカバーの菱形形状８７２を含むことができ、最大化の織物表面積を提供し、それによりリングの周囲漏れを防止する最大抵抗力を提供する。最後に、三組の心室領域流出開口８７５はそれぞれ弁環領域シールカバー８７１の境界で複数の心室一致性構造８３５を結合して形成することができ、かつ人工心臓弁装置の実施形態の下方の利用可能な空間及び該装置に埋め込まれる心室流出路を最大化するように配置され（図５Ａ～５Ｂを参照する）、心室流出路閉塞の発生を低減する。

図９Ａ～９Ｆを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、例示的な人工心臓弁装置９００の実施形態の様々なビューを示す概略図である。具体的には、図９Ａは例示的な人工心臓弁装置９００の実施形態の正面図を示し、図９Ｂは人工心臓弁装置９００の透視図を示し、図９Ｃは人工心臓弁装置９００の透視平面（流入）図を示し、図９Ｄは被覆物９１５を有する人工心臓弁装置の正面図を示す。最後に、図９Ｅは例示的な人工心臓弁装置９００の横断面図を示す。図９Ａに示すとおり、例示的な自己拡張心臓弁フレーム（７００、図７Ａ）の実施形態と異なる変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）の例示的な実施形態との間の流出端９１０での嵌合接続を見ることができる。同様に、図９Ｂにおいて、例示的な自己拡張心臓弁フレーム（７００、図７Ａ）の実施形態と異なる変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）の例示的な実施形態との間の流入端９０５での嵌合接続を見ることができる。図９Ｄに示すとおり、本発明のいくつかの応用によれば、被覆物９１５を有する人工心臓弁装置の例示的な実施形態を概略的に示し、ここで弁シールカバー７８０、弁葉７９０及びアンカーシールカバー８７０を示す。現在図９Ｅを参照し、本発明のいくつかの応用に基づき、人工心臓弁装置９００の例示的な実施形態の断面図を概略的に示す。アンカー断面９２５を描く突出曲線は弁フレーム断面９３０を描く突出曲線に隣接することを示す。人工心臓弁装置９００の実施形態はアンカー断面９２５を描く突出曲線の全体的な長さが弁フレーム断面９３０を描く突出曲線の全体的な長さに等しいように設計されてもよく、それにより図９Ｄに示すように、各曲線が組立装置において被覆物９１５に接続される（流入９３５で接続され流出９４０で接続される）場合、流入端と流出端に共に印加された張力で放置される場合、例えば搬送システム導管の例示的な実施形態に負荷される場合（以下でさらに説明する）、心臓弁フレーム（７００、図７Ａ）は差異変形可能なアンカー構造（８００、図８Ａ）と一致しかつ均一に収縮する。

最後に、図９Ｆはアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）を弁フレームの流出領域接続素子７５５の接続構造に接続するための様々な選択可能な実施形態を示す。具体的には、細部断面円９４５、９７３及び９７４は対応する拡大断面円（９５０、９５５、９６０、９６５、９６４）に通じる五本の参照線（９４６、９４７、９４８、９６３、９６２）を示し、それぞれ接続構造の選択のための実施形態を説明する。参照線９４６は第１の詳細断面円９４５から拡大断面円９５０に通じ、かつ縫合線状又はフィラメント型材料９５１の接続構造を含む実施形態を示し、該材料９５１は既にアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間にインターリーブされ、それは剛性接続を実現するように配置される。縫合糸状又はフィラメント状の素材９５１は、伸縮性又は柔軟性を有する織物又はポリマーを含んでいてもよい。縫合糸状又はフィラメント状材料９５１は、可撓性又は弾性金属合金を更に含んでいてもよい。縫合糸状又はフィラメント状の素材９５１は、剛性及び非可撓性の素材、ポリマー、織物又は合金を含んでいてもよい。参照線９４７は第１の詳細断面円９４５から拡大断面円９５５に通じ、かつ縫合線状又はフィラメント型材料９５６の接続構造を含む実施形態を示し、該材料９５６は既にアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間に接続される。縫合線状又は線状材料９５６は接続を提供するように配置されてもよく、該接続はアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間のいくつかの変位を可能にする。縫合線状又はフィラメント状材料９５６は弾性又は可撓性織物又はポリマーを含むことができる。縫合糸状又はフィラメント状の材料９５６は、可撓性又は弾性金属合金を更に含んでいてもよい。縫合糸状又はフィラメント状の材料９５６は、剛性及び非可撓性の材料、ポリマー、織物又は合金を含んでいてもよい。参照線９４８は第１の詳細断面円９４５から拡大断面円９６０に通じ、かつコイル状材料９６１を含む接続構造の実施例を示し、該コイル状材料９６１は既にアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間に接続される。コイル状材料９６１は接続を提供するように配置されてもよく、該接続はアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状（８５５、図８Ａ）と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間の最大変位を可能にする。コイル状材料９６１は、伸縮性又は可撓性を有する織物又はポリマーを含んでもよい。コイル状材料９６１は、可撓性又は弾性を有する金属合金であってもよい。また、コイル状材料９６１は、剛性及び非可撓性を有する材料、ポリマー、織物又は合金を含んでいてもよい。

参照線９６２は第２の細部断面円９７４から拡大断面円９６４に通じ、かつ縫合線状材料９７１の接続構造を含む選択可能な実施形態を示し、該縫合線状材料９７１はアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状９７５及び弁フレームの流出領域接続素子７５５の間（ヒール８６０に隣接しかつそれから延びる）に直接接続される。該特定の実施形態において、一つ又は複数の心室一致性構造支持支柱８３６は縫合線状材料９７１との直接接続により交換することができ、それにより引張接続、又は剛性接続、又は接続素子の間のいくつかの変位を吸収可能な接続を実現する。該特定の選択可能な実施形態に描かれた接続構造は一つ又は複数の弁接合領域において実現されてもよく、又は任意の弁接合領域において実現されなくてもよい（７９５、図７Ｄ）。該特定の選択可能な実施形態に示された接続構造はアンカーに起因する弁リング変化からの任意の影響された弁接合領域（７９５、図７Ｄ）を隔離するように設計されてもよい。また、本実施形態で説明した接続構成は、装置の総カール高さ（図１０Ａに示すように、部材８３０と部材８５０との間の上下方向の距離）を小さくするように設計してもよい。

参照線９６３は第３の細部断面円９７３から拡大断面円９６５に通じ、かつ縫合線状材料９７１の接続構造を含む上記選択された実施形態の対向端（流出領域接続部材７５０に集中する）のビューを描画し、それはアンカーの心室領域接続素子の幾何学的形状９７５と弁フレームの流出領域接続素子７５５との間（ヒール８６０に隣接しかつそれから延びる）に直接的に接続される。

現在、図１０Ａ及び１０Ｂを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、捲縮構造１０００及び拡張構造１０２０にある人工心臓弁装置９００の例示的な実施形態の正面図の概略図である。具体的には、図１０Ａは捲縮構造１０００を示し、人工心臓弁装置９００が捲縮されかつ径方向圧縮又は軸方向張力により搬送システム導管の例示的な実施形態に負荷される場合、該捲縮構造１０００（以下でさらに説明する）が現れる。捲縮構造１０００にあるときの心房領域１００５、リング領域１０１０及び心室領域１０１５も見られる。同様に、図１０Ｂは拡張構造１０２０を示し、人工心臓弁装置９００が完全に解放されかつ天然房室弁内に埋め込まれる時に拡張構造１０２０が現れる。

図１１Ａ～１１Ｃを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、搬送システム１１００の例示的な実施形態により展開された人工心臓弁装置９００の例示的な実施形態の典型的な展開過程の順序を示す概略図である。図１１Ａは、近位側カプセル部１１０１及び遠位側カプセル部１１０２に隣接する導管１１０４の部分の展開前の構成例を示す。近位端カプセル部分１１０１は近位端マークテープ１１０６を有することができ、かつ遠位端カプセル部分１１０２は遠位端マークテープ１１０７を有することができ、それにより挿入プログラムの撮像ガイドに役立つ。搬送システム１１００の例示的な実施形態はガイドワイヤ１１０３上を走行するように配置されてもよく、それによりプログラムを埋め込む期間に装置が位置に入るように追跡する。図１１Ｂは搬送システム１１０５の例示的な実施形態の導管１１０４の例示的な部分の中展開構成を示し、それは近位端カプセル部分１１０９が遠位端カプセル部分１１０２から離れるように平行移動され、人工心臓弁装置１１０８の例示的な実施形態の心房部分を露出することを示す。本発明のいくつかの応用によれば、図１１Ｃは搬送システム１１１０の例示的な実施形態の導管１１０４の例示的な部分の完全展開構成を示し、それは近端カプセル部分１１１２と遠端カプセル部分１１１１がいずれも互いに完全に平行移動して離れ、人工心臓弁装置９００の例示的な実施形態の心室１１１３と心室１１１４部分を完全に露出することを示す。理解すべきことは、人工心臓弁装置９００の該例示的な実施形態において、心房１１１３及び心室１１１４部分が完全に放出されないことである。

図１２Ａ～１２Ｂを参照し、それらは本発明のいくつかの応用例による、拡張期と収縮期の心拍周期との間の遷移順序を示す概略図であり、具体的には横断面の心臓（拡張期１２００、収縮期１２４０、それぞれ図１２Ａ、１２Ｂに示すとおりである）と原位置に埋め込まれた例示的な人工心臓弁装置（拡張期実施形態１２３０、収縮期実施形態１２６０、それぞれ図１２Ａ、１２Ｂに示すとおりである）を参照する。具体的には、図１２Ａは二尖弁位置内に埋め込まれた人工心臓弁装置１２３０の例示的な拡張期の実施形態を示す。人工心臓弁装置１２３０の拡張期実施形態の開弁弁葉１２３５は、拡張期心室充填時に左心房１２０６（断面１２０５）から左心室１２１５に向けて血液が流入することに応じて機能する。同様に、例示的な大動脈弁１２２５の閉鎖弁葉も拡張期心室充填に応答して作用する。例示的な大動脈弁１２２５の閉鎖弁葉の直下に左心室流出路１２２０及び左心室壁の横断面１２１０を見ることができ、それは拡張状態にある。人工心臓弁装置１２３０の例示的な拡張期実施形態の真上に矢印１２２１を見ることができ、それは心臓弁フレーム１２３１の例示的な拡張期実施形態の姿勢に対応し、該姿勢は差異変形可能なアンカー構造１２２９の例示的な拡張期実施形態の所在する天然弁リングに対して位置で移動しない。人工心臓弁装置１２３０に隣接する例示的な拡張実施形態では天然前弁葉１２０１を見ることができ、それは自由、開き及び制約されない位置として描かれる。理解されるように、図１２Ａに示された天然解剖学的構造及び人工心臓弁装置の例示的な実施形態はさらに選択された房室弁の解剖学的構造例えば三尖弁及びそれに対応する天然三尖弁解剖学的構造の方式に対して実現することができる。

現在、図１２Ｂを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、既に二尖弁位置内に埋め込まれた人工心臓弁装置１２６０の例示的な収縮期実施形態の概略図であり、現在具体的に収縮期１２４０の断面心臓を参照する。人工心臓弁装置１２６０の例示的な収縮期実施形態の閉鎖弁葉１２５５は左心室１２１５の加圧に応答して作用し、かつしたがって収縮期心室が収縮する期間に、血液を左心室１２１５（横断面１２５０）から左側心室流出路１２２０に流出させ、かつ開かれた大動脈弁１２４５により流出させることができる。拘束されない天然前弁葉１２０２が閉鎖位置にあり、人工心臓弁装置１２６０の例示的な収縮期の実施形態の前部に当接することを見ることができる。人工心臓弁装置１２６０の例示的収縮期実施形態の直上に矢印図１２６５を見ることができ、それは心臓弁フレーム１２６１の例示的収縮期実施形態の姿勢に対応し、該姿勢は差異変形可能なアンカー構造１２５９の例示的収縮期実施形態の所在する天然リングに対して心房方向に位置移動する。理解すべきことは、図１２Ｂに示された天然解剖学的構造及び人工心臓弁装置の例示的な実施形態はさらに選択された房室弁の解剖学的構造例えば三尖弁及びそれに対応する天然三尖弁解剖学的構造の方式に対して実現することができる。

図１３Ａを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、例示的な搬送システム１３００に負荷された例示的な人工心臓弁装置１３４０の実施形態の細部１３１５の透視図を説明する概略図である。湾曲構造にある負荷輸送システム１３００の例示的な実施形態は近位端頸部１３０５に隣接するカプセル１３１０の近位端部分、及び近位端部分１３１０に隣接するカプセル１３２５の遠位端部分を含むことができ、ここで各カプセル部分は展開期間に平行移動して対向するカプセル部分から離れるように配置される。搬送システム１３００の導管を導入する前に、湾曲構造にある負荷搬送システム１３００の例示的な実施形態はガイドワイヤ１３３０の頂部の上方でガイドレールにより解剖学的位置に固定されるように配置されてもよく、該ガイドワイヤ１３３０はプログラムにより所定の位置に配置されてもよい。切断された断面ビューウィンドウ１３１５は例示的な人工心臓弁装置ステントの一部が露出した断面１３４０を見ることができ、それは曲げ変形可能な部分の幾何学的形状１３１６の実施形態を示す。曲げ変形可能な部分の幾何学的形状１３１６は心臓弁装置１３４０の例示的な実施形態の特定の部分が特定の方向及び曲げ半径に曲げられることを可能にするように配置されてもよく、天然解剖学的血管、静脈及び動脈を通過しかつ天然房室弁内に入る位置を追跡することに適する。切断された断面窓の拡大図１３２０は拡大されかつ部分的に露出した湾曲可能な変形部分の幾何学的性状１３４５を詳細に説明する。現在追従描画により図１３Ｂの矢印１３３５を参照して図１３Ｂに転向し、本発明のいくつかの応用に基づき、それは例示的な人工心臓弁装置ステント平面パターン１３５０の断片を概略的に示す。例示的な人工心臓弁装置ステント平面パターン１３５０は心房領域湾曲素子１３５１の例示的な実施形態を含むことができ、それは人工心臓弁装置が心房領域で特定に湾曲することを許可するように配置され、心室領域湾曲素子１３５２の例示的な実施形態であり、それは人工心臓弁装置が心室領域で特定に湾曲することを許可するように配置される。

図１４を参照し、それは搬送システム（１５００、図１５Ａ）の例示的な実施形態の遠位端部分１４０５の概略図であり、ここで負荷された人工心臓弁装置１４００の部分展開構造の例示的な実施形態は目的を説明するために用いられる。前記のように、人工心臓弁装置１４００は本発明に基づくいくつかの応用である。例示的な送達システム（１５００、図１５Ａ）は同心に整列しかつ径方向に隣接する可撓性導管の組立体を含むことができ、第１の導管１４２０、少なくとも部分的に延伸して第１の導管１４２０を通過するように配置された第２の導管１４３０、少なくとも部分的に延伸して第２の導管１４３０を通過するように配置された第３の導管１４４５、及び少なくとも部分的に延伸して第１の導管１４２０を超えるように配置された第４の導管１４５０を含む。第４の導管１４５０は近位端外側カバー部１４１５を有することができる。第３ダクト１４４５は、先端側カバー部１４２５を有していてもよい。第２の導管１４３０は接続素子１４３５を有することができ、例示的な人工心臓弁装置１４００の部分に接続するために用いられる。第１の導管１４２０は複数のテザー１４４０を収容することができ、それは心房領域に位置する心臓弁装置１４００の部分に嵌合接続されるように配置される。テザーはさらに複数のテザーコネクタ構造１４５５を含むことができ、それはテザーがそれにより人工心臓弁装置に嵌合接続される方式を提供することができ、詳細は以下にさらに提供される。以下はさらに上記導管に関する付加的な詳細を提供する。

図１５Ａ～Ｂを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、圧縮搬送状態にある負荷人工心臓弁装置１５３５の例示的な搬送システム１５００の概略図である。

搬送システム１５００は圧縮された人工心臓弁装置１５３５の心内搬送に用いられ、かつハンドル部分１５２０とハンドル部分１５２０に隣接しかつハンドル部分１５２０から遠位端に延伸する導管部分１５２５を含むように配置される。

ハンドル部分１５２０は一般的に細長い形状を有しかつ一般的に円筒形であり、近位端領域１５０５、遠位端領域１５１５及びそれらの間に位置する中間領域１５１０を有する。

導管部分１５２５はハンドル部分１５２０の遠位端領域１５１５から遠位端に延伸しかつ一つ又は複数の可撓性導管、例えば第１の導管１４２０及び第２の導管１４３０を含むことができ、それが延伸して第１の導管１４２０を貫通することにより第２の導管１４３０の可撓性遠位端部分が第１の導管１４２０の遠位端の外に設置される。第２の導管１４３０の遠位端部分はさらに接続素子１４３５を含むことができ、該接続素子１４３５は圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部に解放可能に取り付けられるように配置される。

搬送システム１５００の導管部分１５２５はさらに第３の導管１４４５を含み、第３の導管１４４５は延伸して第２の導管１４３０を通過することにより、遠位端の外カバー部分１４２５は第２の導管１４３０の遠位端の外に設置される。

搬送システム１５００の導管部分１５２５はさらに第４の導管１４５０を含み、第４の導管１４５０は第１の導管１４２０の部分を覆いかつ近位端外カバー部分１４１５を含み、それは圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部の上に延伸することができる。

搬送システム１５００の導管部分１５２５はさらに保持領域１５３０を含み、それは圧縮された人工心臓弁装置１５３５を保持して搬送するように配置される。例えば、第３の導管１４４５の遠位端外側被覆部分１４２５及び第４の導管１４５０の近位端外側被覆部分１４１５は拘束部材として機能することができ、いずれも圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部が圧縮搬送状態にあることを径方向に拘束し、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５を保持する。

ハンドル部分１５２０の遠位端領域１５１５は一般的に第１のダイヤルホイール１５４５を含み、該第１のダイヤルホイール１５４５は遠位端領域１５１５内部の機械的相互作用により第４の導管１４５０と制御可能に連通する（以下にさらに詳細に説明する）。第１のダイヤルホイール１５４５の作動は第４の導管１４５０を第１の位置（近位端）から第１の位置よりも下流の第２の位置（遠位端）に平行移動しかつ戻るように制御することができる。第２の位置（遠位端）にある場合、第４の導管１４５０の近位端外側被覆部分１４１５は有利な位置にあることにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部を拘束することができる。第１の位置（近位端）にある場合、第４の導管１４５０の近位端外側被覆部分１４１５は有利な位置にあることができ、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部を径方向拘束から解放する。

ハンドル部分１５２０の遠位端領域１５１５は一般的に塩水洗浄ポート１５４０ａをさらに含み、それは装置準備期間に同心に隣接する導管の間から遮断された空気を除去することに役立ち、例えば、前記導管１４２０と１４５０の間に無菌塩水を注射することを許可することにより、第４の導管１４５０と第１の導管１４２０の間から空気を除去し、それにより遮断された空気を除去しかつ気泡塞栓が血流を導入することを防止する。

図１６Ａ～Ｂ及び図１７Ａ～Ｅを参照してわかるように、ハンドル部分１５２０の中間領域１５１０は一般的に塩水洗浄ポート１５４０ｂ及びテザーシャトル組立体１５６０を含み、その詳細は以下にさらに提供される。中間領域１５１０の塩水洗浄ポート１５４０ｂは装置準備期間に同心に隣接する導管の間から遮断された空気を除去することに役立つことができ、例えば、第１の導管１４２０と第２の導管１４３０との間に無菌塩水を注射することにより第１の導管１４２０と第２の導管１４３０との間の空気を除去し、それにより遮断された空気を除去しかつ気泡塞栓が血流を導入することを防止する。ハンドル部１５２０の中間領域１５１０には、第１のダクト１４２０内をハンドル部１５２０に機械的に取り付けるための位置が含まれていてもよい。

ハンドル部分１５２０の近位端領域１５０５は一般的に第２のダイヤルホイール１５５０を含み、該第２のダイヤルホイール１５５０は近位端領域１５０５内部の機械的相互作用により第２の導管１４３０と制御可能に連通する（以下にさらに詳細に説明する）。第２のダイヤルホイール１５５０の作動により第２の導管１４３０を第１の位置（近位端）から第１の位置よりも下流の第２の位置（遠位端）に平行移動しかつ戻るように制御することができる。第２の位置（遠位端）にある場合、圧縮された人工心臓弁装置１５３５はより遠位端に位置決めされた位置（例えば、心臓の心室内にある場合）にあることができ、同時に搬送のために負荷される。第１の位置（近位端）にある場合、圧縮された人工心臓弁装置１５３５は近位端の位置決め位置にあることができ、同時に負荷されて搬送に用いられる。

ハンドル部分１５２０の近位端領域１５０５はさらに第３のダイヤルホイール１５５５を含むことができ、該第３のダイヤルホイール１５５５は近位端領域１５０５内部の機械的相互作用により第３の導管１４４５と制御可能に連通する（以下でさらに詳細に説明する）。第３のダイヤルホイール１５５５の作動は第３の導管１４４５を第１の位置（近位端）から第１の位置よりも下流の第２の位置（遠位端）に平行移動しかつ戻るように制御することができる。第１の位置（近位端）にある場合、第３の導管１４４５の遠位端の外側被覆部分１４２５は有利な位置にあることにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部を拘束することができる。第２の位置（遠位端）にある場合、第３の導管１４４５の遠位端の外被覆部分１４２５は有利な位置にあることができ、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部を径方向拘束から解放する。

ハンドル部分１５２０の近位端領域１５０５は一般的に塩水洗浄ポート１５４０ｃをさらに含み、それは装置準備期間に同心に隣接する導管の間から遮断された空気を除去することに役立ち、例えば、導管１４３０と１４４５との間に無菌塩水を注入することを許可することにより、第２の導管１４３０と第３の導管１４４５との間から空気を除去し、それにより遮断された空気を除去しかつ気泡塞栓が血流を導入することを防止する。ハンドル部分１５２０の近位端領域１５０５はさらに塩水洗浄ポート１５４０ｄを含み、それはガイドワイヤキャビティ内から阻止された空気を除去することに役立ち、ガイドワイヤキャビティは第３の導管１４４５の第１の端から第１の端に対向する第２の端まで延び、その中に無菌塩水を注入することを許可することにより、阻止された空気を除去しかつ気泡塞栓が血流を導入することを防止する。

ハンドル部分１５２０の近位端領域１５０５はさらに補償機構を含むことができ、例えば内部機構（以下でより詳細に説明し、図１９Ａ～Ｃ、図１８Ａ～Ｉ、図２０Ａ～Ｃを参照する）であり、それは第２のダイヤルホイール１５５０と第３のダイヤルホイール１５５５が共用するリードスクリューシステム（図８Ａ～Ｃに示す）を提供し、したがって第２のダイヤルホイール１５５０の作動は第３のダイヤルホイール１５５５を機械的に変位することができる。すなわち、第２のダイヤルホイール１５５０の作動は同じ時間及び同じ方向に共に第２の導管１４３０、第３のダイヤルホイール１５５５及び第３の導管１４４５を変位することができ、それらはシステムとして機械的に接続されるためである。

拡大ビュー断面枠１５７０は詳細ビュー断面枠１５６５の対象の拡大ビューを示し、かつ圧縮された人工心臓弁装置１５３５、第３の導管１４４５の遠位端被覆部分１４２５及び第４の導管１４５０の近位端被覆部分１４１５の拡大ビューを含み、かつ該ビューは明確に提供される。

現在、図１６Ａ～Ｂを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、搬送システム１５００の概略図である。ハンドル部分１５２０に対する遠位端領域１５１５、中間領域１５１０、及び近位端領域１５０５のさらなる詳細を提供する。

具体的には、遠位端ハンドル領域１５１５はさらに遠位端領域ハンドルキャップ１６００を含むことができ、それは保持システム（図示せず）に接続されかつ搬送システム１５００の部分と保持システムとの間の相対回転を可能にするための支持表面１６０５を提供することができる。第１のダイヤルホイール１５４５は複数のダイヤルホイールカバー１６１０内に含まれてもよく、これらのダイヤルホイールカバー１６１０は第１のダイヤルホイール１５４５を含み、同時に遠位端ハンドル領域１５１５の円筒形（又は他の形状）部分を一体に締結するために用いられる。遠位端ハンドル領域１５１５上の平行移動溝１６１５は塩水洗浄ポート１５４０ａの平行移動に隙間を提供することができ、塩水洗浄ポート１５４０ａは第４の導管１４５０に伴って制御可能に移動し、第１のダイヤルホイール１５４５が第１の方向又は第２の方向に回転可能に作動し、第１のに対向するためである。

近位端ハンドル領域１５０５はさらに近位端領域ハンドルキャップ１６３０を含むことができ、それは保持システム（図示せず）に接続されかつ搬送システム１５００の部分と保持システムとの間の相対回転を可能にするための支持表面１６３５を提供することができる。第２のダイヤルホイール１５５０は複数のダイヤルホイールカバー１６１０内に含まれてもよく、これらのダイヤルホイールカバー１６１０は第２のダイヤルホイール１５５０を含むために用いられ、同時に近端ハンドル領域１５０５の円筒形（又は他の形状の）部分を一体に締結する。近位端ハンドル領域１５０５上の平行移動溝１６２５は塩水洗浄ポート１５４０ｃの平行移動に隙間を提供することができ、塩水洗浄ポート１５４０ｃは第２の導管１４３０に伴って制御可能に移動し、第２のダイヤルホイール１５５０が第１の方向又は第２の方向に回転可能に作動し、第１のに対向するためである。

図１６Ｂを参照し、前記のように、中間ハンドル領域１５１０はさらに塩水洗浄ポート１５４０ｂのための出口溝１６２０を含むことができ、それは装置準備期間に同心で隣接する導管の間から遮断された空気を除去することに役立つことができる。

図に示すとおり、以下に詳述するように、中部ハンドル領域１５１０は複数のタイテザーシャトル１６４０を含むことができ、これらのタイテザーシャトル１６４０は人工心臓弁装置（図示せず）と複数のタイテザー（１４４０、図１４）との間の張力を制御可能に最適化するように配置され、これらのタイテザーは締め付け機構により人工心臓弁装置の部分に接続されるように配置される。テザーシャトルホルダ１６４０はテザーシャトルホルダ本体１６４５及びテザーシャトルラッチバックル１６５０を含むことができ、テザーシャトルラッチバックル１６５０はテザーシャトルラッチヒンジ１６５５を中心として第１の位置から第２の位置まで制御可能に回転するように配置され、それは第１の位置から回転して変位し、かつテザー保護スリーブ１６６０の近位端部分に機械的に取り付けられるように配置される。テザーシャトルラッチ１６５０を作動することにより、テザー保護スリーブ１６６０の近位端部分に連通する内部接続はテザー保護スリーブ１６６０の近位端部分を同心的に（遠位端位置から遠位端位置と逆の近位端位置まで）内部のテザーケーブルの頂部（図示せず）に後退することができ、それによりテザー（１４４０、図１４）を提供して人工心臓弁装置の部分から制御可能に接続し解放する（以下にさらに説明し、図１７Ａ～Ｆを参照する）。

テザーシャトル本体１６４５は、略矩形状であり、テザーシャトル溝１６６５内において、テザーシャトル溝１６６５の第１端から第１端とは反対側の第２端に移行してもよい。テザーシャトルピース本体１６４５はテザーシャトル溝１６６５の第１の端に対応する第１の近位端位置でバネによりバイアスされ（図示せず）、かつプッシュの方式により手動で平行移動することができ、又は例えば引張負荷下に置かれた時に自動的に平行移動し、人工心臓弁装置からテザー（１４４０図１４）に沿って搬送する。

図１７Ａ～Ｆを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、搬送システムの人工心臓弁装置保持領域１５３０の概略図である。図１７Ａに人工心臓弁装置保持領域１５３０の拡大図を提供する。保持領域１５３０は遠位端外カバー１４２５を含むことができ、その遠位端は第３の導管１４４５に接続され、第３の導管１４４５は第２の導管１４３０を貫通して延伸することができ、第２の導管１４３０はその中を貫通するガイドワイヤキャビティ１７６０、及び第４の導管１４５０から延伸する近位端外カバー１４１５を有することができる。前記のように、遠位端及び近位端外カバー（それぞれ１４２５、１４１５である）は共に圧縮された人工心臓弁装置１５３５に位置を提供する。

より具体的には、人工心臓弁装置保持領域１５３０はさらに閉鎖構造１７００にある複数のテザーコネクタ構造１４５５を含むことができる。閉鎖構造１７００において、テザーコネクタ構造１４５５は第２の導管１４３０と同心でありかつ第２の導管１４３０と径方向に隣接するように設置され、かつ一般的に第２の導管１４３０の長軸（図示せず）と直線を形成する。テザーコネクタ構造１４５５は閉鎖されかつ圧縮された人工心臓弁装置１５３５の部分に接続されて接触し、かつ圧縮された人工心臓弁装置１５３５に径方向及び引張拘束力を提供し、それによりそれを閉鎖されかつ圧縮された構造に保持し、輸送に適用される。より具体的には、テザーコネクタ構造１４５５は閉じられかつ圧縮された人工心臓弁装置１５３５の接続素子（例えば心房接続プルタブ１７３０を有する心房接続素子１７２０）に接続して接触することができる。テザーリンクコネクタ構造１４５５はテザーリンクシース１７４０及びインナーケーブル１７７５の最も遠い端部と嵌合して接触することができ、該関係は図１７Ｆに概略的に示され、隠し線を有する。

より具体的には、リンク系コネクタ構造１４５５を参照し、リンク系保護スリーブ１７４０の遠位端部分はリンク系コネクタカバー１７１５と嵌合接続することができ（リンク系コネクタカバー１７３５を介して接続される）、該ロープコネクタカバー１７１５はリンク系コネクタ１７２５と摺動可能に嵌合するように配置されかつ内部にリンク系コネクタ１７２５を含む。リンク系コネクタ１７２５はさらにリンク系保護スリーブ内で第１の端から第２の端まで延在する内部ケーブル１７７５と嵌合接触する。遠位端に対向するテザー保護スリーブ１６６０の近位端部分はシャトル機構１７０５の作動可能な部分と嵌合接続されてもよく、該シャトル機構１７０５は内部のテザーコネクタ１７２５に対して、テザーコネクタカバー１７１５を第１の又は第２の位置（第１の位置に対向する）に制御可能かつ平行移動可能に位置決めすることができる。テザーコネクタはさらにインナーケーブル１７７５によりシャトル機構１７０５の固定部分と嵌合接続され、かつ静止を保持するように配置される。

図１７Ｃに概略的に示すように、テザーコネクタカバー１７１５が遠位端にオフセットする（第１の位置で、閉じる）場合、それはテザーコネクタ１７２５を優先的に覆うことができ、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の部分、例えば接続素子として、心房接続プルタブ１７３０を有する心房接続素子１７２０を遮断する。図１７Ｂには、リンクコネクタカバー１７１５の第１閉位置に対応するシャトル機構１７０５の斜視図が概略的に示されている。

図１７Ｃを参照し、第２の導管１４３０の付加的な特徴を説明する。具体的には、一連の異なる剛性の領域を説明する。第２の導管１４３０の遠位端から延伸するのは遠位端剛性領域１７４５であり、次に遠位端剛性遷移領域１７５０であり、最後に遠位端可撓性領域１７５５である。第２の導管１４３０の遠位端領域の固有剛性は剛性の部分（１７４５）から最も柔らかい部分（１７５５）に変換し、かつ強化の柔軟性を提供し、かつ狭い半径を通過して湾曲することを可能にする（例えば、インプラント期間に経験する）。

図１７Ｅに概略的に示すように、テザーコネクタカバー１７１５が近位端にオフセットする（第２の位置であり、第１の位置と逆でありかつ開く）場合、それは（平行移動を示す矢印１７７０で指示される）テザーコネクタ１７２５を優先的に露出することができ、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の部分、例えば接続素子として、心房接続プルタブ１７３０を有する心房接続素子１７２０を解放する。図１７Ｄには、テザーコネクタ１７２５の第２の開放位置（テザーシャトルラッチ１６５０が回転した後、矢印１７６５で示される）に対応するシャトル機構１７１０の斜視図が概略的に示されている。

図１８Ａ～Ｉを参照し、それは本発明のいくつかの応用例による、搬送システムにより展開された人工心臓弁装置の拡張を示す一連の概略図である。図１８Ａ～Ｂに示すように、人工心臓弁装置保持領域１５３０を示し、それは第１の閉鎖状態（図１８Ａ）を有し、ここで第４の導管１４５０の近位端外部被覆１４１５は閉鎖位置にあり、圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部を覆う。人工心臓弁装置保持領域１５３０も第２の開状態（図１８Ｃ）を有するように描画され、ここで第４の導管１４５０の近位端外カバー１４１５が開位置にありかつ閉位置から近位端へ距離Ｄｌ変位し、それにより圧縮された人工心臓弁装置１５３５の少なくとも一部及び複数のテザーコネクタ構造１７００が拡張する前に、閉構造にある複数のテザーコネクタ構造１７００を露出する。

以上及び図１８Ｂに示すように、第４の導管１４５０の近位端外側カバー１４１５は第１のダイヤルホイール１５４５の作動変位距離Ｄ１（回転矢印１８３０で指示される）を通過することができる。第４の導管１４５０の近位端外部被覆物１４１５は反対方向に距離Ｄ１を移動することができ、それにより同じ第１のダイヤルホイール１５４５を作動することによりそれを前記のような閉状態に戻す（図１８Ａ）。

開状態（図１８Ｃ）にあると、圧縮された人工心臓弁装置１５３５の部分（例えば、心房領域１４１０）が拡張する前に、心房領域１４１０は第１の直径ｄ１を有することができる。圧縮された人工心臓弁装置１５３５の部分（例えば、心房領域１４１０）が拡張した後、心房領域１４１０は第１の直径より大きい第２の直径ｄ２（図１８Ｄ）を有しかつ天然心臓の心房表面接合に適する構造（図示せず）にあることができる。完全拡張状態にあるテザー１８００も図１８Ｄに存在する。

図１８Ｅを参照すると、遠位端外側カバー１４２５は開状態に変位する前に閉状態にあるように描かれる。部分的に展開された心房領域１８０５を有する部分的に展開された人工心臓弁装置１８３５は第３のダイヤルホイール１５５５の作動（矢印１８６５で示され、図１８Ｆ）により第３の導管１４４５の遠位端外カバー１４２５を遠位端に少なくとも距離Ｄ２（図１８Ｇ）変位させてさらに展開することができ、それにより部分的に展開された人工心臓弁装置１８３５の少なくとも一部、例えば圧縮配置された心室部分１８４５を露出させ、かつ心室アンカー係合溝１８２５と解放可能に係合するように配置された係合釘１８２０を露出させる。第３の導管１４４５の遠位端外カバー１４２５は反対方向に距離Ｄ２を移動することができ、それによりそれを前記のような閉状態に戻す（図１８Ｅ）。

部分的に展開した状態（図１８Ｅ）にあるが、最終的に拡張する前（図１８Ｇ）に、圧縮心室領域１８４５の部分は第３の直径ｄ３を有することができる。圧縮心室領域１８４５が拡張した後、展開心室領域１８４０は第３の直径より大きい第４の直径ｄ４（図１８Ｇ）を有しかつ天然心臓の心室表面と接合することに適する構造（図示せず）にあることができる。

図１８Ｈ～Ｉを参照し、本発明のいくつかの応用例による、搬送システムから最終的に展開された人工心臓弁装置の一連の概略図を示す。

図１８Ｉは、本発明のいくつかの応用例による、完全に拡張された心房領域１８５０、完全に拡張されたリング領域１８５５及び完全に拡張された心室領域１８６０の概略図を示す。完全に拡張された心房領域１８５０は天然心臓の心房組織表面、例えば二尖弁の左心房表面と接合するように配置される（図５Ａ～５Ｂを参照する）。完全に拡張されたリング領域１８５５は天然心臓のリング組織表面、例えば二尖弁のリング表面と接合するように配置される（図５Ａ～５Ｂを参照する）。完全に拡張された心室領域１８６０は天然心臓の心室組織表面、例えば左心室、二尖弁葉及び／又は腱索の任意の組み合わせと接合するように配置される（図５Ａ～５Ｂを参照する）。

人工心臓弁装置１８１０の制御、最終的な解放及び永久的な埋め込みは各テザーシャトル１６４０（図１６Ｂ、図１８Ｈ）の制御作動により実現することができ、各テザーシャトル１６４０（図１６Ｂ、図１８Ｈ）の制御作動は各テザーシャトル１６４０のテザーシャトル係止具１６５０（図１６Ｂ、図１８Ｈ）を作動することにより、テザーシャトル１６４０が開き構造１７１０にあることをもたらす。本発明のいくつかの応用によれば、完全に解放され、永久的に埋め込まれた人工心臓弁装置１８１０は図１８Ｉに概略的に示される。各テザーシャトル１６４０が作動されかつテザーコネクタが１８１５を完全に開くと、各心房接続プルタブ１７３０は拘束から解放することができ、それにより各心房領域が１８５０を完全に拡張することを可能にし、完全に解放されかつ永久的に埋め込まれた人工心臓弁装置１８１０をもたらす。

図１９Ａ～Ｄを参照すると、本発明のいくつかの応用によれば、第２の導管及び第３の導管の外被覆層の構成変化メカニズムを示す概略図を提供する。

具体的には、図１９Ａは人工心臓弁装置の部分的に展開された心房領域１８０５が既に天然心房底（図示せず）と接触するように推進し、かつ第１の導管１４２０に着座力を印加した時、搬送システム内の補償機構が人工心臓弁装置のアンカー構造に対する全体的な影響を説明し、それにより部分的に展開された心房領域１８０５と天然心房底との間の接触（図示せず）を維持する。図１９Ａにおいて、第１の導管１４２０及び第４の導管１４５０が遠位端に変位し、リンク１９２０に張力を生成し、かつそれらの間の接続により一部展開用の心房領域１８０５の着座力を生成することが分かる。第１の導管１４２０及び第４の導管１４５０のこのような遠位端変位は搬送システムの補償機構により実現され、現在図１９Ｂ～Ｄを参照してその詳細を説明する。図１９Ｂに示すように、予め変位する搬送システム１９１０の最遠端部分の簡略化図を提供する。テザー及び人工心臓弁装置の実施形態は図１９Ｂに示されず、それにより導管に関する場合、装置操作のこの段階の間に存在する機械的相互作用をより明確に説明する。要素Ｄ５は、第１ダクト１４２０の最遠端領域と第２ダクトの基準点（剛性移行領域１７５０近傍）との間の第１距離を示す。回転矢印１９００（図１９Ｃ）で示された第３のダイヤルホイール（１５５０、図１９Ｃ）を作動することにより、遠位端保持領域１９０５及び部分的に展開された人工心臓弁装置（図示せず）はいずれも要素Ｄ６で示された第２の距離が第１の導管１４２０の最遠位端領域及び第２の導管上の同じ参照点（剛性遷移領域１７５０に近接する）に到達するまで近位端に平行移動する。該近位端配向位置（変位後）１９１５は図１９Ｄに説明され、ここでテザー及び人工心臓弁装置の実施形態もなく、それにより導管に関する場合に、装置操作のこの段階の間に存在する機械的相互作用をより明確に説明する。搬送システム内の補償機構により活性化された遠位端保持領域１９０５のこのような位置変化は人工心臓弁の搬送をよりよく制御することができる。搬送システム内の補償機構はアンカー構造が経験した構造変化を補助制御することができ、心室の解剖学的構造によりよく接近し、人工心臓弁の部分と心室領域構造との間の隙間を改善することができ、かつ可逆的な人工心臓弁の再位置決め及び再接近が必要である。

図２０Ａ～Ｃを参照すると、本発明のいくつかの応用例による、断面図で例示的な搬送システムの実施形態を示す概略図を提供する。図２０Ａは断面２０００で示された搬送システムの中部及び近端領域の実施形態を示す。また、第３のダイヤルホイール１５５５のリードスクリュー２０１５と、第２のダイヤルホイール１５５０のリードスクリュー２０２０とが示されている。最後に、テザー張力調整機構２０３０の断面図を提供する。

図２０Ｂは断面２００５で示された搬送システムの遠位端領域の実施形態を示す。また、第１ダイヤルホイール１５４５のリードスクリュー２０２５が示されている。図２０Ｃは、断面２０１０で示される搬送系の保持領域の一例を示している。

本開示の主題はその好ましい実施形態において説明されたが、理解すべきことは、使用された単語が限定的な単語ではなく記述的な単語であることである。したがって、本主題の実際の範囲から逸脱することなく、添付の請求項において変更することができる。

当業者に理解されるように、本発明は上記具体的に示され説明された内容に限定されない。逆に、本発明の範囲は上記様々な特徴の組み合わせ及びサブ組み合わせを含み、かつそれは従来技術の変化及び修正に属さず、当業者は上記内容を読んだ後にこれらを想到することができる。

選択用の請求項セットは下記の通りである。

１．人工心臓弁装置を含むシステムであって、
人工心臓弁装置と搬送システムを含み、
人工心臓弁装置は、弁フレームと同心に整列し、径方向に隣接しかつ直接的に接続された差異変形可能なアンカー構造を含み、
搬送システムは、第１の導管と、一つ又は複数のテザー組立体と、第２の導管と、制御組立体とを含み、
前記第１の導管が第１の直径を有し、一次キャビティ、第１の湾曲可能な部分、及び前記一次キャビティに径方向に隣接する一つ又は複数の二次キャビティを含み、
前記テザー組立体が前記人工心臓弁装置の部分に解放可能に接続されかつ前記第１の導管の前記一つ又は複数の二次キャビティを平行移動して通過するように配置され、
前記第２の導管の寸法が前記第１の導管の一次キャビティ内に組み立てられかつ平行移動するように設計され、前記第２の導管がキャビティ、第２の湾曲可能な部分及び一つ又は複数の人工心臓弁装置に接続可能な部分の接続素子を含み、
前記制御組立体が前記第２の導管に接続されて連通する補償機構を含み、ここで前記制御組立体が第２の導管の平行移動を制御可能に実現しかつ人工心臓弁の構成変化を許可するように配置され、
前記システムは搬送状態を有し、ここで前記人工心臓弁装置は前記テザー組立体に解放可能に接続されかつ前記接続素子は圧縮された細長い構造にあり、かつ、
前記搬送システムを推進することにより、大腿入路により前記人工弁を天然房室弁に推進しかつ制御組立体内の補償機構により前記弁を制御可能に埋め込む。

Claims (88)

1. 心臓の欠損を治療するための天然房室弁のシステムであって、
   人工心臓弁装置と搬送システムを含み、
   前記人工心臓弁装置は、弁、弁フレーム、弁シールカバー、アンカー構造及びアンカーシールカバーを含み、
   前記弁は複数の弁葉を含み、前記弁フレームは拡張可能であり、前記弁を支持するために用いられ、かつ流入領域、中間領域及び前記流入領域の下流の流出領域を有し、
   前記流入領域はさらに複数の流入領域接続部材を含み、前記中間領域はさらに弁葉支持構造を含み、かつ前記流出領域はさらに複数の流出領域接続部材を含み、
   前記弁シールカバーは、前記流入領域と前記流出領域との間に延在しかつ弁の周囲漏れを防止するように配置され、
   ここで、前記弁は血流許容状態と血流阻止状態との間で変換するように構成され、
   前記アンカー構造は変形可能であり、前記弁フレームと同心に整列し、径方向に隣接しかつ前記弁フレームを取り囲み、かつ心房領域、リング領域及び心室領域を含み、前記心房領域は一般的に第１の剛性を有しかつ複数の心房領域接続素子を含み、前記複数の心房領域接続素子は前記弁フレームの前記流入領域接続部材に隣接しかつ接続して接触し、前記リング領域は一般的に第２の剛性を有しかつ装置の逆行変位を防止するためのリングアンカー素子を含み、前記心室領域は一般的に第３の剛性を有しかつ複数の心室領域接続素子を含み、前記複数の心室領域接続素子は前記弁フレームの前記流出領域接続部材に隣接しかつ接続して接触し、
   前記アンカーシールカバーは、前記心房領域と前記心室領域との間に延在しかつ弁の周囲漏れを防止するように配置され、
   ここで、前記人工心臓弁装置は搬送のために配置された径方向最小化、圧縮状態と埋め込みのために配置された径方向最大化、拡張状態との間に制御可能に遷移するように配置され、
   前記アンカー構造は前記装置が前記拡張状態にありかつ埋め込まれた場合、前記心臓弁装置を前記心臓の房弁内に永久的にアンカーするように配置される。
2. 装置を埋め込む期間に任意の弁葉を前記心臓の房室弁の天然前弁葉と位置合わせし、装置を埋め込んだ後に心室流出路閉塞を回避する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
3. 装置を埋め込む期間に任意の弁葉を前記心臓の房室弁の天然前弁葉と位置合わせし、装置を埋め込んだ後に前記天然前弁葉が自由に移動することを可能にする請求項１に記載の人工心臓弁装置。
4. 前記拡張可能な弁フレームはさらに互いに隣接する弁葉の間に位置決め及び固定を提供するための複数の境界部材を含み、かつ、前記弁フレームの各流出領域接続部材は境界部材から延伸する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
5. 各流入領域接続部材はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状を含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の前記力の伝達を機械的に減衰するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
6. 各流出領域接続部材はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状を含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の前記力の伝達を機械的に減衰するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
7. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに収縮期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位することを可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
8. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに収縮期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位することを可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
9. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに拡張期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位する逆回転を可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
10. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに拡張期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位する逆回転を可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
11. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状を含み、かつ圧縮される時に前記流入領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
12. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状を含み、かつ圧縮される時に前記流出領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
13. 各流出領域接続部材はさらに剛性の幾何学的形状を含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の湾曲又は変位に抵抗するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
14. 各流入領域接続部材はさらに剛性の幾何学的形状を含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の湾曲又は変位に抵抗するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
15. 前記アンカーの前記心房領域は、解放可能に捕獲された心房保持部材で終端された複数の支持構造をさらに含み、ここで、前記支持構造は植え込む時に前記第１の剛性に基づいて前記心臓に隣接する房弁の天然心房の底部と一致するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
16. 前記解放可能に捕獲された心房保持部材は人工心臓弁装置の搬送システムに解放可能に接続されるように構成される請求項１５に記載の人工心臓弁装置。
17. 標準結像モードで観察する場合、前記アンカーの前記心房領域の前記複数の支持構造は前記装置の前記心臓の天然リング及び流出路に対する相対位置及び配向の明確な指示を提供する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
18. 前記アンカーの前記心房領域の前記複数の支持構造は、径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状をさらに含み、かつ圧縮される時に前記心房領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
19. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と、前記第１の直径より大きくかつ前記心房領域に隣接する第２の直径とを有する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
20. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的にディスク状である請求項１に記載の人工心臓弁装置。
21. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的に椀状である請求項１に記載の人工心臓弁装置。
22. 前記アンカーの前記リング領域はさらに埋め込まれた時に前記第２の剛性に基づいて径方向のアンカー力を外向きに前記心臓の房室弁に当接する天然リングを印加するように構成される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
23. 前記リングアンカー素子は組織穿刺構造を含む請求項１に記載の人工心臓弁装置。
24. 前記リングアンカー素子はさらに一列又は複数列の組織穿刺構造を含み、かつここで各構造は同じ方向に指向する請求項２３に記載の人工心臓弁装置。
25. 前記リングアンカー素子はさらに二列の組織穿刺構造を含み、かつここで前記二列の組織穿刺構造は一般的に互いに指向する請求項２３に記載の人工心臓弁装置。
26. 前記リングアンカー素子はさらに二列の組織穿刺構造を含み、かつここで前記二列の組織穿刺構造は一般的に互いから離れるように指向する請求項２３に記載の人工心臓弁装置。
27. 前記アンカーの前記心室領域はさらに埋め込まれた時に前記第３の剛性に基づいて前記心臓の天然心室と一致するように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
28. 前記アンカーの前記心室領域接続部材は細長い構造部材を含み、前記細長い構造部材の遠位端は前記アンカーの前記リング領域から離れかつ前記心室に向かって延び、かつ解放可能に捕捉された心室保持部材で終了する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
29. 前記解放可能に捕獲された心室保持部材は人工心臓弁装置の搬送システムに解放可能に接続されるように構成される請求項２８に記載の人工心臓弁装置。
30. 前記アンカーの前記心室領域接続部材は径方向の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状をさらに含み、かつ圧縮される時に前記心室領域の径方向の湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように配置される請求項１に記載の人工心臓弁装置。
31. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と、前記第１の直径より大きくかつ前記心室領域に隣接する第２の直径を有する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
32. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と前記第１の直径より小さくかつ前記心室領域に隣接する第２の直径とを有する請求項１に記載の人工心臓弁装置。
33. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に椀状である請求項１に記載の人工心臓弁装置。
34. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的にディスク状である請求項１に記載の人工心臓弁装置。
35. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に円筒形である請求項１に記載の人工心臓弁装置。
36. 前記装置は大腿動脈又は大腿静脈における経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項１に記載の人工心臓弁装置。
37. 前記装置は前記心臓の先端の経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項１に記載の人工心臓弁装置。
38. 前記装置は対応する心房での経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項１に記載の人工心臓弁装置。
39. 前記装置は鎖骨下静脈内の経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項１に記載の人工心臓弁装置。
40. 心臓の欠損を治療するための天然房室弁の人工心臓弁装置であって、
    前記人工心臓弁装置は、弁、弁フレーム、弁シールカバー、アンカー構造及びアンカーシールカバーを含み、
    前記弁は複数の弁葉を含み、前記弁フレームは拡張可能であり、前記弁を支持するために用いられ、かつ流入領域、中間領域及び前記流入領域の下流の流出領域を有し、
    前記流入領域はさらに複数の流入領域接続部材を含み、前記中間領域はさらに弁葉支持構造を含み、かつ前記流出領域はさらに複数の流出領域接続部材を含み、
    前記弁シールカバーは、前記流入領域と前記流出領域との間に延在しかつ弁の周囲漏れを防止するように配置され、
    ここで、前記弁は血流許容状態と血流阻止状態との間で変換するように構成され、
    前記アンカー構造変形可能であり、前記弁フレームと同心に整列し、径方向に隣接しかつ前記弁フレームを取り囲み、かつ心房領域、Ｄ型リング領域及び心室領域を含み、前記心房領域は一般的に第１の剛性を有しかつ複数の心房領域接続素子を含み、前記複数の心房領域接続素子は前記弁フレームの前記流入領域接続部材に隣接しかつ接続して接触し、前記Ｄ型リング領域は一般的に第２の剛性を有しかつ装置の逆行変位を防止するためのリングアンカー素子を含み、前記心室領域は一般的に第３の剛性を有しかつ複数の心室領域接続素子を含み、前記複数の心室領域接続素子は前記弁フレームの前記流出領域接続部材に隣接しかつ接続して接触し、
    前記アンカーシールカバーは、前記心房領域と前記心室領域との間に延在しかつ弁の周囲漏れを防止するように配置され、
    ここで、前記人工心臓弁装置は搬送のために配置された径方向最小化、圧縮状態と埋め込みのために配置された径方向最大化、拡張状態との間に制御可能に遷移するように配置され、
    前記アンカー構造は前記装置が前記拡張状態にありかつ埋め込まれた場合、前記心臓弁装置を前記心臓の房弁内に永久的にアンカー固定するように配置される。
41. 装置を埋め込む期間に前記アンカー構造の前記Ｄ型リング領域の平面を前記心臓の房室弁の天然前弁葉と位置合わせし、装置を埋め込んだ後に心室流出路閉塞を回避する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
42. 装置を埋め込む期間に前記アンカー構造の前記Ｄ型リング領域の平面を前記心臓の房室弁の天然前弁葉と位置合わせし、装置を埋め込んだ後に前記天然前弁葉が自由に移動することを可能にする請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
43. 前記拡張可能な弁フレームはさらに互いに隣接する弁葉の間に位置決め及び固定を提供するための複数の境界部材を含み、かつ、前記弁フレームの各流出領域接続部材は境界部材から延伸する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
44. 各流入領域接続部材は曲げ変形可能な部分の幾何学的形状をさらに含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の前記力の伝達を機械的に減衰するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
45. 各流出領域接続部材はさらに曲げ変形可能な部分の幾何学的形状を含み、それは前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の前記力の伝達を機械的に減衰するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
46. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに収縮期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位することを可能にするように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
47. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに収縮期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位することを可能にするように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
48. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに拡張期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位する逆回転を可能にするように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
49. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状はさらに拡張期間に前記弁フレームが前記アンカー構造から平行移動して変位する逆回転を可能にするように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
50. 各流入領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状は、径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状をさらに含み、かつ圧縮される時に前記流入領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
51. 各流出領域接続部材の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状は、径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状をさらに含み、かつ圧縮される時に前記流出領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
52. 各流出領域接続部材は剛性の幾何学的形状をさらに含み、前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の湾曲又は変位に抵抗するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
53. 各流入領域接続部材は剛性の幾何学的形状をさらに含み、前記アンカー構造と前記弁フレームとの間の湾曲又は変位に抵抗するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
54. 前記アンカーの前記心房領域はさらに解放可能に捕獲された心房保持部材で終端された複数の支持構造を含み、ここで、前記支持構造は植え込む時に前記第１の剛性に基づいて前記心臓に隣接する房弁の天然心房の底部と一致するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
55. 前記解放可能に捕獲された心房保持部材は人工心臓弁装置の搬送システムに解放可能に接続されるように構成される請求項５４に記載の人工心臓弁装置。
56. 標準結像モードで観察する場合、前記アンカーの前記心房領域の前記複数の支持構造は前記装置の前記心臓の天然リング及び流出路に対する相対位置及び配向の明確な指示を提供する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
57. 前記アンカーの前記心房領域の前記複数の支持構造はさらに径方向湾曲可能な変形部分の幾何学的形状を含み、かつ圧縮される時に前記心房領域の径方向湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
58. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と、前記第１の直径より大きくかつ前記心房領域に隣接する第２の直径とを有する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
59. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的にディスク状である請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
60. 前記アンカーの前記心房領域の形状は一般的に椀状である請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
61. 前記アンカーの前記リング領域はさらに埋め込まれた時に前記第２の剛性に基づいて径方向のアンカー力を外向きに前記心臓の房室弁に当接する天然リングを印加するように構成される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
62. 前記リングアンカー素子は組織穿刺構造を含む請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
63. 前記リングアンカー素子はさらに一列又は複数列の組織穿刺構造を含み、かつここで各構造は同じ方向に指向する請求項６２に記載の人工心臓弁装置。
64. 前記リングアンカー素子はさらに二列の組織穿刺構造を含み、かつここで前記二列の組織穿刺構造は一般的に互いに指向する請求項６２に記載の人工心臓弁装置。
65. 前記リングアンカー素子はさらに二列の組織穿刺構造を含み、かつここで前記二列の組織穿刺構造は一般的に互いから離れるように指向する請求項６２に記載の人工心臓弁装置。
66. 前記アンカーの前記心室領域はさらに埋め込まれた時に前記第３の剛性に基づいて前記心臓の天然心室と一致するように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
67. 前記アンカーの前記心室領域接続部材は細長い構造部材を含み、前記細長い構造部材の遠位端は前記アンカーの前記リング領域から離れかつ前記心室に向かって延び、かつ解放可能に捕捉された心室保持部材で終了する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
68. 前記解放可能に捕獲された心室保持部材は人工心臓弁装置の搬送システムに解放可能に接続されるように構成される請求項６７に記載の人工心臓弁装置。
69. 前記アンカーの前記心室領域接続部材は径方向の湾曲可能な変形部分の幾何学的形状をさらに含み、かつ圧縮される時に前記心室領域の径方向の湾曲可能な変形部分が受力に応答して径方向に湾曲することを可能にするように配置される請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
70. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と、前記第１の直径より大きくかつ前記心室領域に隣接する第２の直径を有する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
71. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に截頭円錐形であり、前記リング領域に隣接する第１の直径と、前記第１の直径より小さくかつ前記心室領域に隣接する第２の直径とを有する請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
72. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に椀状である請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
73. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的にディスク状である請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
74. 前記アンカーの前記心室領域の形状は一般的に円筒形である請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
75. 前記装置は大腿動脈又は大腿静脈における経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
76. 前記装置は前記心臓の先端の経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
77. 前記装置は対応する心房での経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
78. 前記装置は鎖骨下静脈内の経皮切開により前記心臓の前記房室弁に送達することができる請求項４０に記載の人工心臓弁装置。
79. 人工心臓弁装置用の搬送システムであって、
    細長い第１の導管と、一つ又は複数のテザーと、細長い第２の導管と、補償機構とを含み、
    前記細長い第１の導管が第１の直径を有しかつ一次キャビティ、第１の湾曲可能な部分及び前記一次キャビティに径方向に隣接する一つ又は複数の二次キャビティを含み、
    前記テザーが前記人工心臓弁装置の部分に接続されかつ前記第１の導管の前記一つ又は複数の二次キャビティを平行移動して通過するように配置され、
    前記細長い第２の導管は前記第１の直径より小さい第２の直径を有しかつ管腔、第２の湾曲可能な部分及び一つ又は複数の前記人工心臓弁装置に接続可能な部分の接続素子を含み、ここで、前記第２の導管はさらに前記第１の導管の前記一次キャビティ内に平行移動するように配置され、
    前記補償機構が前記第２の導管に接続されて連通しかつ前記人工心臓弁装置を制御可能に短縮させることができ、前記一つ又は複数のテザーが前記一つ又は複数の接続素子と共に張力を提供し、前記張力が前記人工心臓弁装置を搬送用の径方向拘束構造に制御可能に維持し、かつ、前記補償機構が前記第２の導管が前記人工心臓弁装置の径方向拡張期間に前記第１の導管内に制御可能に平行移動することにより張力を解放することを可能にする。
80. 細長い第３の導管をさらに含み、前記細長い第３の導管は前記第２の直径よりも小さい第３の直径を有しかつ管腔、第３の湾曲可能な部分及び遠位端被覆物を含み、前記遠位端被覆物は前記第３の直径よりも大きい第４の直径を有しかつその中に前記人工心臓弁装置を含む部分により前記人工心臓弁装置の部分を径方向に拘束するように配置され、前記第３の導管はさらに前記第２の導管の前記管腔内に平行移動するように配置される請求項７９に記載の搬送システム。
81. 前記遠位端被覆物はさらに前記第２の導管の前記接続素子と接触することにより前記人工心臓弁装置の部分を包埋するように構成される請求項８０に記載の搬送システム。
82. 前記補償機構はさらに前記第３の導管に接続されて連通するように配置され、かつ、前記第３の導管の前記遠位端被覆物は前記補償機構の作動により制御可能に平行移動する請求項８１に記載の搬送システム。
83. 第４の細長い導管をさらに含み、前記第４の細長い導管は前記第１の直径より大きい第５の直径を有しかつ管腔及び近位端被覆物を含み、前記近位端被覆物はその中に前記人工心臓弁装置の部分を含むことにより前記人工心臓弁装置の部分の径方向拘束を支持するように配置され、前記第４の導管はさらに前記第１の導管の上方に平行移動するように配置される請求項８２に記載の搬送システム。
84. 前記第１及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断されたニッケルチタンノ管の部分を含む請求項８３に記載の搬送システム。
85. 前記第１及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断鋼管の部分を含む請求項８３に記載の搬送システム。
86. 前記第１及び第２の湾曲可能な部分はさらにレーザ切断ポリマー管の部分を含む請求項８３に記載の搬送システム。
87. 前記第１及び第２の湾曲可能な部分はさらに強化繊維管部分を含む請求項８３に記載の搬送システム。
88. 前記第２の導管はさらに内部にバイアスされたワイヤに張力を印加する方式で転向できるように構成される請求項８４～８７のいずれか一項に記載の搬送システム。