JP6514174B2 - 体内プロテーゼ - Google Patents

Description

本開示は、体内プロテーゼに関する。特に、本発明は、心臓弁狭窄および／または心臓弁不全症の治療に用いられる経カテーテル搬送体内プロテーゼ（endoprosthesis）用の人工心臓弁に関する。

本開示はまた、人工心臓弁と、患者の心臓の移植部位で人工心臓弁を位置決めし固定するためのステントと、を備える経カテーテル搬送体内プロテーゼに関する。特に、本開示は、心臓弁狭窄（stenosis, narrowing）および／または心臓弁不全症を治療するためにカテーテルを用いて移植部位に搬送可能である人工心臓弁およびステントを備える、折り畳みおよび拡張可能なプロテーゼに関する。

「心臓弁の狭窄および／または心臓弁不全症」という表現は、遺伝的なものまたは発症したもののいずれかである一つ以上の心臓弁の機能的欠陥を含んでもよい。大動脈弁および僧帽弁は、心臓の右心部の弁（肺動脈弁および三尖弁）よりも影響を受けることがはるかに多いものの、この種の心臓欠陥は四つの心臓弁のそれぞれに影響を与えうる。機能的欠陥は狭窄、閉鎖不能（不全）または二つの組み合わせ（組み合わせ欠陥）を招く可能性がある。本開示は、人工心臓弁に関するとともに、このような心臓弁欠陥の治療のために患者の体内に経腔的に（transluminally）移植可能であり、また経カテーテル搬送による導入後に径方向に拡張される人工心臓弁および拡張式ステントを備える経カテーテル搬送体内プロテーゼに関する。

ヒトの心臓は、人体を通って循環する血流を制御する四つの弁を有する。左心には、左心房と左心室の間に位置する僧帽弁と、左心室と大動脈の間に位置する大動脈弁がある。これらの弁は、肺から来る酸素化血液を体に分配するために動脈内に導く。しかしながら、右心房と右心室の間に位置する三尖弁と、右心室と肺動脈の間に位置する肺動脈弁は右心に位置しており、体から来る非酸素化血液を肺に導く。

生体心臓弁は、心臓の拍出運動により生じる差圧に応じて開閉する受動的な構造である。生体心臓弁は、上記差圧に応じて開閉するように作られた可動の弁尖で構成される。通常、僧帽弁は二つの弁尖を有し、三尖弁は少なくとも二つ、好ましくは三つの弁尖を有する。しかしながら、大動脈弁と肺動脈弁は、通常少なくとも二つ、好ましくは三つの弁尖を有する。これらは、その半月状の外観のため、「カスプ（cusp）」と呼ばれることが多い。本開示では、「弁尖」と「カスプ」は同じ意味である。

心臓弁膜症は、狭窄症および不全症と名付けられた二つの主要なカテゴリに分類される。狭窄症の場合は生体心臓弁が適切に開かず、不全症の場合は閉鎖特性が不十分であるという反対の影響を呈する。高血圧、炎症および感染過程などの医学的状態が、このような心臓弁の機能障害を招くことがある。いずれにしても、多くの場合、手術により生体弁を治療しなければならない。この点において、手術は、患者個人の弁を維持したまま病変した心臓弁を修復するか、あるいは、機械的代用品または生物代用品（人工心臓弁とも呼ばれる）で弁を置き換えることのいずれかを含む。しかしながら、大動脈弁の場合は特に、心臓弁の代替物を導入する必要があることが多い。

原理上、人工心臓弁の挿入時、病変した心臓弁を処理する二つの可能性がある。第１の方法は、病変した心臓弁の少なくとも主要部を摘出することを含む。第２の代替的な方法は、病変した心臓弁を適当な位置に残し、病変した心臓弁をわきへ押し付けて人工心臓弁用の空間を作り出す方法である。

病変した心臓弁を除去した後、生体的または機械的な人工心臓弁が、胸の開口部を通して心臓弁ベッド内に通常は外科的に縫い付けられる。この手術は、治療中に患者の血液循環を維持するための心肺装置を使用する必要があり、プロテーゼの移植中に心停止が誘発される。これは、長期の術後処置および回復期間に加え、患者にとって関連する危険を伴うリスクの高い外科手術である。このような手術は、多病の（polypathic）患者の場合、正当化できるリスクと見なされないことが多い。

低侵襲の治療形態が近年開発されてきており、これらは局所麻酔下での手術を可能にするという特徴がある。ある手法では、カテーテルシステムを用いて、折り畳み式の人工心臓弁に接続された自己拡張式ステントを移植する。このような自己拡張式体内プロテーゼは、カテーテルシステムによって鼠径動脈または静脈を通して心臓内の移植部位に導くことができる。移植部位への到達後、人工心臓弁が取り付けられたステントを展開することができる。

心臓弁狭窄症および／または心臓弁不全症を患う患者の数は増え続けている。この点において、人工心臓弁の開発には、長期間の耐久性を持たせることに関する問題が伴う。四つの主要な心臓弁はそれぞれ一日に約１０万回開閉するので、弁置換術の安定性要件は非常に高い。

さらに、人工心臓弁を通る血流からの動的な流圧のために、弁尖材料、または人工心臓弁をステントに締結するために使用されるスレッド（例えば縫合糸）が破れたり壊れたりする危険性がある。時間の経過に伴うこれらの部品故障の結果、弁機能の全体が失われることがある。

以上に概説した問題および現在の経カテーテル技術の他の問題に基づいて、本開示の特定の実施形態は、最適な長期間の耐久性、優れた血行動態（例えば、圧力勾配が小さく逆流が最小）、弁傍（paravalvular）漏れの最小化、正確なデバイスの配置および位置決め、冠動脈閉塞なし、デバイスの移動の防止、および心ブロックの回避を実現する、心臓弁狭窄または心臓弁不全症の治療用の人工心臓弁並びに自己拡張式体内プロテーゼを提供するという問題を解決する。加えて、本開示は、対応する折り畳み式ステント構造への人工心臓弁の取付を改良する。これによって、より広い表面積にわたり応力負荷を分配して、人工心臓弁のあらゆる場所で応力集中点が生じる可能性を減らし、結果として耐久性が向上する。

この点において、詳細は後述するが、本開示は、心臓弁狭窄および／または心臓弁不全症の治療に用いられる経カテーテル搬送体内プロテーゼ用の人工心臓弁を提供する。人工心臓弁は、少なくとも二つの弁尖と、スカート部と、弁尖とスカート部の間の接合部となる移行領域と、を備える。人工心臓弁の少なくとも二つの弁尖はそれぞれ、自然組織または合成材料で構成され、患者の心腔を開く第１の開位置と患者の心腔を閉じる第２の閉位置とを有する。少なくとも二つの弁尖は、患者の心臓を通る血流に応じて、第１の位置と第２の位置の間を行き来することができる。スカート部は、自然組織または合成材料で構成され、人工心臓弁をステントに取り付けるために使用される。移行領域は、人工心臓弁の少なくとも二つの弁尖とスカート部との間の接合部となり、生体大動脈弁または肺動脈弁のカスプ形状と同様にほぼＵ字形に進む。これによって、少なくとも二つの弁尖の開閉動作中の心臓弁材料内の応力を低減する。

本明細書で使用する「自然組織」という表現は、自然発生的な組織、すなわち患者、別のヒトドナー、または非ヒト動物から取得される生物組織を意味している。他方、本明細書で使用する「自然組織」は、研究室で作成される組織、例えば、細胞外基質（スカフォールド）、細胞および生物活性分子の組み合わせから製造された組織も当然対照にしている。

詳細は後述するが、本開示の一部の実施形態では、人工心臓弁は、異種移植片／同種移植片、または合成の非生物学的な抗血栓性材料のいずれかを含む。同種移植片は、ヒトドナーの弁（例えば心臓弁）またはヒト組織（例えば心膜組織）で作成される代替物のいずれかである。対照的に、異種移植片は、典型的にウシまたはブタである動物の弁（例えば心臓弁）または動物組織（例えば心膜組織）から作成された弁である。これらの自然組織は、支持枠組みとして機能し組織の柔軟性および堅さを決定する組織蛋白質（すなわち、コラーゲンおよびエラスチン）を通常は備えている。

化学的固定を適用することで、上記生体組織の安定性を高めることが考えられる。すなわち、生体組織材料の蛋白質構造内のポリペプチド鎖の間に架橋を形成する一つまたは複数の化学的固定剤に生体組織をさらしてもよい。これらの化学的固定剤の例には、ホルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、ジアルデヒドデンプン、ヘキサメチレン・ジイソシアネート、および特定のポリエポキシ化合物が含まれる。

これまでのところ、従来の生物学的人工心臓弁の移植に伴う主要な問題は、生体組織材料が石灰化し、その結果、望ましくないことに人工心臓弁の硬化または劣化が起きることである。

石灰化しない場合でさえ、弁応力が高いと心臓弁の部品の機械的故障につながることがある。弁の耐久性を制限する機械的故障および潜在的な応力誘導石灰化を克服するため、本開示の一部の実施形態は、人工心臓弁の構造の改良について記載する。開示される人工心臓弁の設計は、応力を低減しかつ石灰化の可能性を低減して、心臓弁の耐久性を向上するのに適している。

加えて本開示は、対応する折り畳み式ステント構造への人工心臓弁の取付を改善する。これによって、応力負荷をより広い表面積にわたり分配し、また心臓弁のあらゆる所で応力集中点が生じる可能性を低減し、その結果、耐久性が改善される。

本開示の一部の実施形態では、人工心臓弁が一片の平坦な心膜組織で作成されてもよい。この心膜組織は、動物の心臓（異種移植片）またはヒトの心臓（同種移植片）から摘出することができる。その後、少なくとも二つの弁尖のそれぞれ、または別の実施形態では個々の弁尖を示すパターンを形成するために、レーザ切断システム、ダイプレス、ウォータージェット切断システムによって、または様々な切断器具を用いて手動で、摘出された組織が切断される。一部の実施形態では、このパターンはスカート部を備える。スカート部は、例えば縫合糸を用いてステントに人工心臓弁を接続するために使用される、人工心臓弁の領域となる。現在の人工心臓弁は、分離した弁尖とスカート部とで構成される。生物学的心臓弁をステントに接続するときまでに、分離した弁尖とスカート部とが縫い合わされる。しかしながら、本明細書に記載の「一片」実施形態によると、弁尖は弁尖支持部と一体的に形成される。すなわち、人工心臓弁が一片の平坦な心膜組織で形成される。

少なくとも二つ、好ましくは三つの弁線とスカート部とを有する人工心臓弁のパターンは、生体大動脈弁または肺動脈弁と同様に実質的に構成されるべきである。この目的のために、大動脈弁または肺動脈弁と同様の三つの半月形の弁尖を有する、上述のカスプ状に弁尖を形成するように、パターンが設計されることが好ましい。弁尖は、長円形、Ｕ字形、または略楕円形などの様々な形状に設計することができる。この点において、弁尖の全てが同一規模となるように、三つの異なる弁尖がそれぞれ形成されると好ましい。しかしながら、弁尖を異なるサイズに設計することも考えられる。

人工心臓弁の閉位置における応力を最小化するための、上記のパターンへの弁尖の成形は、いくつかの方法で実現することができる。最も重要なことは、人工心臓弁の弁尖の機械的特性は、自由縁および支持されるエッジの形状による影響を受けることである。この目的のために、本明細書に開示する有利な実施形態では、マンドレル上での平坦な組織の架橋を用いて、弁尖が所定の３Ｄ形状に形成される。その後、潜在的に生じる余分な材料がレーザ、ナイフまたはウォータージェットを用いて切り取られ、３Ｄ形状のエッジを形成する。弁尖とスカート部の間では、弁のパターンは、生体の大動脈弁または肺動脈弁のカスプ形状と同様の略Ｕ字形状に進行する（progress）移行領域を示す。

本開示の別の実施形態では、人工心臓弁の下端部がテーパー形状またはフレア形状をなしている。このようなテーパー形状またはフレア形状は、対応するステントへの人工心臓弁の取付に関して有利なことがある。以下でより詳細に説明するように、対応するステントは、移植部位におけるステントの固定を改善するために、テーパー状またはフレア状の下端部を備えてもよい。結果として、人工心臓弁の下端部をテーパー形状またはフレア形状に構成して、ステントと血管の間の弁傍漏れを防止すると有利なことがある。

本開示の別の実施形態によると、弁尖は、楕円形、Ｕ字形または長円形に形成されるカスピダル（cuspidal）形状を有してもよい。このようなカスピダル形状は応力集中が生じる可能性を低減し、したがって摩耗およびカルシウム沈着する領域ができる可能性を最小化する。本開示の別の実施形態では、三つの弁尖の全て同一規模に形成され、心周期中に負荷を等しく吸収する。しかしながら、設計が異なる弁尖を有するデバイスを組み立てることも考えられる。

本開示の別の実施形態を参照すると、人工心臓弁の弁尖部は、潜在的な環状のたわみ（annular distortion）に対する冗長なコアプテーションを提供するように設計される。より詳細には、冗長なコアプテーションとは、弁の閉じた位置で、弁尖のそれぞれがステントの内径の１／３よりも多くを覆うことを意味する。冗長なコアプテーションにより、弁尖上の応力が軽減し、また、環状のたわみがある場合でも弁尖の第２の閉位置で心腔を確実に閉鎖することができる。すなわち、本開示の人工心臓弁は、心臓弁輪が変化（環状たわみ）した場合でも、血液の逆流を防止することが可能である。

本開示の別の実施形態では、人工心臓弁は、屈曲可能な移行領域の進行（progression）に沿って設けられた複数の締結穴を備える。これらの締結穴は、対応するステントに人工心臓弁を取り付ける前に、人工心臓弁の組織内に導入されることが好ましい。この複数の締結穴は、対応するステントの保持アーチに人工心臓弁を取り付けるのに要する時間を削減することができる。

本開示の別の態様によると、人工心臓弁は、折り畳まれカテーテル内で搬送されるように設計される。この目的のために、対応するステント構造の内部に適合するように人工心臓弁を設計することができる。さらに、人工心臓弁の設計が、非常に小さな直径となるように折り畳むことができるような特定の折り目を備えることも考えられる。

本開示の別の実施形態では、人工心臓弁の組織材料の厚さは、１６０μｍ〜３００μｍ、好ましくは２２０μｍ〜２６０μｍである。しかしながら、人工心臓弁の組織材料に応じて厚さが決められてよいことに注意すべきである。一般に、ウシ組織の厚さはブタ組織よりも厚い。

個々の患者の血管および心臓弁オリフィスは、著しく異なる直径を有している。したがって、人工心臓弁の直径は１９ｍｍ〜２８ｍｍの範囲であってもよい。このように、本開示の人工心臓弁は、個々の患者の心臓の解剖特性に合わせて構成される。

本開示の別の実施形態では、人工心臓弁をステントの環状カラーに取り付けるために使用される縫合糸よりも大きな直径を有する縫合糸を用いて、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域がステントの保持アーチに取り付けられる。このため、体内プロテーゼを小径に折り畳めるようにステントに大き過ぎる体積を付与することなく、人工心臓弁をステントに確実に取り付けることができる。

本開示はまた、ステントに人工心臓弁が取り付けられた経カテーテル搬送体内プロテーゼを提供する。ステントは、拡張状態で次第に一様なＵ字形になるように構成された保持アーチを提供する。複数の取り得る実施形態では、ステントの保持アーチに組織の意向領域が取り付けられる。保持アーチの目的は、周期運動に関連する応力を最小化するように、弁の開閉フェーズ中の弁尖の運動を制御することである。

一般に、現在の経カテーテル人工心臓弁は、別々の弁尖と、スカート部とで構成される。人工心臓弁をステントに接続するときまでに、別々の弁尖とスカート部とが縫い合わされる。したがって、従来の人工心臓弁を用いると追加の縫合線が必要になり、心臓弁の応力集中を引き起こすとともに柔軟性が低下する。このため、人工心臓弁が早期に硬化する。

心臓弁の応力集中を最小化するとともに柔軟性を高めるために、本明細書に開示する一部の実施形態では、弁尖がスカート部と一体的に形成される。例えば、心膜の単一片を使用して人工心臓弁を形成してもよい。代替として、生物心臓弁をステントに接続するときまでに縫い合わされる複数の組織片、例えば三枚の組織片でスカート部が構成されてもよい。弁尖は、スカート部をともに形成する組織材料片と一体的に形成される。例えば、三つの別個の組織パネルを利用して人工心臓弁の弁部を構成してもよい。単一片の心膜または三つのパネルのいずれを使用する場合も、組織構造をステント構造に縫合して所望のＵ字形の弁尖を形成する。このＵ字形は、心周期の間中、しかし特に閉位置にあるときに、弁尖に負荷を分配するのに役立つ。

弁尖をスカート部に縫い付ける必要性をなくすために、より強度が高く耐久性の高い心臓弁アセンブリを設けてもよい。一様な組織片の強度および完全性は、縫い合わされた別個の組織片よりも改善される。加えて、縫い目を持たないことの利点には、組み立て時間が短縮する（縫合が少ない）、小さなカテーテルによる搬送のためにプロテーゼを折り畳むときに全体の体積が小さくなる、移行領域において弁尖がより柔軟になり、弁尖運動および血行動態を改善することが含まれる。

人工心臓弁の製造に用いられる自然組織材料は、典型的に、組織材料の支持枠組みとして機能する結合組織蛋白質（すなわち、コラーゲンおよびエラスチン）を含んでいる。この組織蛋白質の合成物を強化するために、蛋白質同士を結合する化学的固定プロセスを実行してもよい。この技術は、コラーゲン分子のポリペプチド鎖間の架橋を形成する一つまたは複数の化学固定剤に自然組織材料をさらすことを通常は伴う。この点において、人工心臓弁組織の異なる部分に異なる架橋技術を適用することも考えられる。例えば、人工心臓弁内で様々な剛性を得るために、スカート部とは異なる化学固定剤で人工心臓弁の弁尖を処理してもよい。

加えて、弁尖とスカート部とが一体でないことも考えられる。この場合、弁尖とスカート部に異なる架橋技術を適用してもよい。

本開示に係る、人工心臓弁の架橋に使用することが想定される化学固定剤の例には、アルデヒド（例えば、ホルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、ジアルデヒドデンプン、パラホルムアルデヒド、グリセルアルデヒド 、グリオキサール・アセトアルデヒド 、アクロレイン）、ジイソシアネート（例えば、ヘキサメチレン・ジイソシアネート）、カルボジイミド、光酸化、および特定のポリエポキシ化合物（例えば、デナコール−８１０、−５１２）が含まれる。

開示される実施形態の一部によると、人工心臓弁が支持ステントの内面に取り付けられる。この構成は、折り畳みおよび展開中の人工心臓弁材料の保護を容易にする。これは、移植カテーテルの内壁に人工心臓弁が接触せず、カテーテルの内面に引っかかることがないためである。この理由により、人工心臓弁の損傷が回避される。また、このような体内プロテーゼは、ステントの外面に取り付けられる人工心臓弁と比べてより小さな直径に折り畳むことができるので、より小さなカテーテルを使用する可能性が生まれる。

他方、支持ステントの外面に人工心臓弁を取り付けることも考えられる。すなわち、スカート部が病変生体心臓弁と直接接触し、また縫合糸を用いてステントに取り付けられてもよい。ステントの外面に人工心臓弁を取り付けると、弁尖からステントへの荷重伝達が支持される。これは、閉鎖中の弁尖上の応力を大きく低減し、その結果、弁尖の耐久性が改善される。また、スカート部および交連（commissure）をステントの外面に取り付ける場合、血行動態を改善するように人工心臓弁を設計することが可能になる。加えて、病変した心臓弁と直接接触する心臓弁材料は、漏れ（すなわち、弁傍漏れ）、組織の増殖、および取付に対する良好な封止界面を提供する。この体内プロテーゼ用のステント設計は、この弁実施形態および利点を受け入れるが、かご型の経カテーテル搬送ステント設計では、これは不可能である。

例えばヒトの心膜組織、好ましくは動物の心膜組織（ウシまたはブタの心膜組織が好ましい）である心膜組織から人工心臓弁を作成することができる。しかしながら、カンガルー、ダチョウ、クジラ、または適切な寸法である任意の他の異種組織または同種組織を採用することも考えられる。

好ましくは、固定後に２２０〜２６０μｍ厚のブタの組織を用いて生物学的人工心臓弁が製造される。当然、この例は、使用可能な組織の種類およびその寸法を制限するものではない。むしろ、カンガルー、ダチョウ、クジラ、または適切な寸法である任意の他の異種組織または同種組織を採用することも考えられる。

心臓弁狭窄および／または心臓弁不全症の治療に用いられる経カテーテル搬送体内プロテーゼを形成するために人工心臓弁が取り付けられる対応するステントの構造を考慮すると、開示した人工心臓弁実施形態の多くの態様が明らかになるだろう。

本開示の一態様によると、上述した人工心臓弁の移植に適したステントは、患者の生体心臓弁の嚢内に配置されるように構成された位置決めアーチを備えてもよい。さらに、ステントは保持アーチを備えてもよい。詳細には、各位置決めアーチに対して一つの保持アーチが設けられてもよい。ステントの移植状態で、複数の生体弁尖の第１側に位置決めアーチが位置するように、患者の生体心臓弁の嚢内に位置決めアーチのヘッド部が配置される。他方、ステントの移植状態で、ステントの保持アーチは、第１側と反対の、生体心臓弁尖の第２側に位置する。この点で、位置決めアーチと保持アーチが、ペーパークリップのように生体心臓弁尖をクランプする。

したがって、ステントの位置決めアーチは、生体（病変）心臓弁の嚢内に係合して、ステントとこれに取り付けられた人工心臓弁の正確な位置決めが可能になるように設計される。さらに、移植状態で位置決めアーチが対応する保持アーチと協動して、二つのアーチの間に生体弁尖をクリップする。このように、位置決めアーチと保持アーチがステントを適所に保持して、ステントの軸回転を実質的になくす。

好適な実施形態では、位置決めアーチを略凸形になるように形成してもよい。こうすると、各位置決めアーチの形状が、生体心臓弁尖に対して追加のクリップ力を低供する。

ステントの少なくとも一つの保持アーチが、接続ウェブによって対応する位置決めアーチに接続されてもよい。保持アーチが位置決めアーチと略平行に延出し、本質的に同一の形状を有してもよい。保持アーチの形状は、基本的に、その下端に小さな隙間を持つＵ字形をなす。この隙間は、位置決めアーチの先端の製造中に生じる接続部によって囲まれる。接続部は同様にＵ字形またはＶ字形であってもよく、保持アーチの二つの側面を連結する。

ステントの保持アーチに沿って、複数の締結穴と、選択的に一つまたは複数の切欠とが設けられてもよい。好ましくは、これらの締結穴と切欠が保持アーチに沿って所与の位置に長手方向に配置され、人工心臓弁の組織部分をステントに締結する少なくとも一本のスレッドまたは細いワイヤを案内する。これによって、ステント上に組織部分を正確に配置することが可能になる。生物学的人工心臓弁の組織部分をステントの保持アーチに締結するために設けられる手段（スレッドまたは細いワイヤ）は、締結穴および切欠によって案内され、生体人工心臓弁をステント構造内に正確に繰り返し可能に固定する。この生体人工プロテーゼの正確な固定により、生物学的人工心臓弁がステントに対して軸方向に変位する可能性が大きく低下する。

本開示の別の実施形態によると、上述した複数の保持アーチには、屈曲可能な移行領域をステントに固定するために使用可能な一つまたは複数の締結用切欠が設けられる。この目的のために、保持アーチは、上記締結用切欠を形成し保持アーチの屈曲点を画成する複数の曲げエッジによって分割されてもよい。締結用切欠は、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域のステントへの取付を簡便にする。

本明細書に開示する生物学的人工心臓弁の移植に適したステントの別の態様では、保持アーチが、金属小管の金属部分から、拡張時に上述した移行領域の進行に対応するＵ字形構造を本質的に形成する形状に切り出される。

ステントの下端に環状カラーが設けられてもよい。環状カラーは、自己拡張により生じる径方向の力を血管壁に伝達する支持体との役割を有してもよい。環状カラーには、生物学的人工心臓弁のスカート部が取り付けられる。典型的に、この取付は縫合によって行われる。

人工心臓弁の取り付けられたスカート領域と組み合わされる自己拡張式の環状カラーの意図するところは、十分な径方向の力を与えて弁傍の漏れを防止することである。加えて、環状カラーは体環内での人工心臓弁の固定を助け移動を防止する。このカラーは、固定を強化するためにフレア状またはテーパー状の構造を備えてもよい。

上述したように、対応するステントに人工心臓弁を取り付けて、心臓弁狭窄および／または心臓弁不全症の治療に使用可能である経カテーテル搬送体内プロテーゼを提供することができる。

心膜組織材料から作成される人工心臓弁を、編組マルチフィラメントポリエステル製縫合糸を用いて、上述したステントの保持アーチおよび環状カラーに取り付けることができる。これらの縫合糸は任意の適切な直径を有することができ、典型的には約０．０７ｍｍである。

しかしながら、生物学的人工心臓弁のステントへの接続強度を高めるために、マルチフィラメント縫合糸のサイズを例えば最大で０．２ｍｍまで太くすることも考えられる。こうすると、人工心臓弁の移行領域とステントの保持アーチとの間の基本的な接合をさらに安定させることが可能になる。他方、体内プロテーゼを小径に折り畳むことができるように、残りの縫合糸はできるだけ細いままにするべきである。

上記接合をするために、普通のランニング・ステッチ・パターンを使用してもよい。本開示によると、ステッチパターンは、ロッキング・ステッチまたはブランケット・ステッチであると好ましい。任意の他のステッチパターン（すなわち、オーバーロッキング・ステッチ、スリップステッチまたはトップステッチ）とすることも当然可能である。

心臓弁材料内に直接ステッチすることによる応力集中を考慮して、本開示の別の態様では、人工心臓弁の材料を補強して縫合保持力を改善してもよい。この目的のために、人工心臓弁組織内にレーザ切断された縫合穴が導入されてもよい。レーザ切断プロセスは、切断された穴の周りの組織領域を強化する。予め定められたレーザ切断穴は、縫合プロセスそのものを容易にするとともに、ステッチング中の針の穿刺による人工心臓弁材料の応力を軽減する。

本開示の別の実施形態では、ステントへの人工心臓弁材料の接続が、補強部材を用いて補強されてもよい。このような補強部材は、人工心臓弁材料の直接ステッチにより生じうる心臓弁材料内の応力集中を軽減するよう意図されている。より詳細には、補強部材は、屈曲可能な移行領域とステントの保持アーチとの接続部における、人工心臓弁の組織材料内の応力集中を軽減する。補強部材は、内側の縫合糸と人工心臓弁材料との間に配置されてもよい。こうすると、縫合により生じる上述の応力が、心臓弁材料のより広範囲に分配される。これらの補強部材を、ステッチの経路に沿って分散してまたは連続的に使用することができる。例えば、人工心臓弁材料の他の側のステントの保持アーチと反対側に補強部材を配置してもよい。

縫合糸の結び目と人工心臓弁の組織との直接接触を避けるために、補強部材を適用してもよい。これにより、上記縫合糸に対する摩擦による人工心臓弁の摩耗が軽減する。人工心臓弁組織とステント構造または体内プロテーゼの任意の他の金属部品との直接接触を減らすために、補強部材を使用して、人工心臓弁の組織がステント構造または任意の他の金属部品と直接接触するのを防止することができる。

この点において、人工心臓弁の表面全体に沿って補強部材を配置することも考えられる。好ましくは、弁尖の上縁またはその近傍にこのような補強部材を配置してもよい。体内プロテーゼの接合面を構成するこれらの上縁は、増加した張力を受ける。これは、人工心臓弁の運動中に破れる可能性がある。

さらに、人工心臓弁の表面に単に取り付ける代わりに、人工心臓弁の組織の内側に上記補強部材を配置することも実現可能である。この点において、上記人工心臓弁の内側に、機械的特性の異なる組織または合成材料のレイヤを有すると有利である場合がある。この代替的な実施形態は、人工心臓弁の弁尖を補強して、体内プロテーゼの運動中に生じる機械的応力に応じる能力を高めるために、特に有用である。

ステッチの経路に沿って分散してまたは連続的に補強部材を使用することができる。例えば、人工心臓弁材料の他の側のステントの保持アーチと反対側に補強部材を配置することができる。

丸い縁が形成されるように、補強部材を折り畳むか形成してもよい。これらの丸い縁は、人工心臓弁の開閉中の心臓弁材料の摩耗を軽減または回避するように設計される。

本開示のさらなる実施形態に関し、補強部材は、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域の内面に取り付けられる少なくとも一つの内部クッションを含む。この内部クッションは、ステントの保持アーチおよび／または交連取付領域（commissure attachment region）とは本質的に反対に配置される。この文脈における反対とは、人工心臓弁の反対側に内部クッションが取り付けられることを意味する。内部クッションは、組織内の直接ステッチにより生じる組織内の応力集中を軽減するように設計される。より詳細には、内部クッションは、人工心臓弁組織が縫合糸の結び目と直接接触することを防止する。これにより、心臓弁の開閉中に上記結び目が組織の表面を擦らないので、心臓弁組織の摩耗が軽減される。

さらなる実施形態では、少なくとも一つの内部クッションが、一層または多層材料で作られたプレジェットであってもよい。内部クッションは、例えばポリエステルベロア、ＰＴＦＥ、心膜組織などの材料、または、丸いエッジを形成し縫合糸による心臓弁材料内の応力を分配または緩衝するのに適した任意の他の材料で構成されてもよい。この理由により、内部クッションの材料を、ニットあるいは織物構造などの平坦なシートまたはファブリックで作成することができる。ステント支柱間に広がるように補強部材を適用することができる。詳細には、保持アーチの下端に隙間を横切るようにして、隙間の心臓弁材料の支持を助けるように、補強部材を適用することができることに注意すべきである。

代替的な実装では、ステントの保持アーチと本質的に反対の、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域の内面に配置されたワイヤレールで補強部材が構成されてもよい。ワイヤレールおよび心臓弁材料をステントに収容するよう意図されたステッチパターンを用いて、ワイヤレールを適所に固定してもよい。上述した内部クッションとは対照的に、このようなワイヤレールは、人工心臓弁の材料への取付がより容易である。さらに、ワイヤレールは既に丸まった形状をしているので、心臓弁材料の摩耗を防止するための丸いエッジを得るためにワイヤレールを折り畳む必要がない。

補強部材をステント構造と同時に折り畳むことができるように、上記ワイヤレールをニチノールで作成すると好ましい。

さらに、別の具現化では、補強部材をステントの保持アーチと本質的に同一のサイズとして形成し、これにより内部取付レールを形成してもよい。しかしながら、補強部材は、保持アーチよりも薄い材料であるべきである。これは、材料を厚くすると、体内プロテーゼを小さなサイズに折り畳む能力が制限されることがあるという事実による。

詳細には、内部取付レールは、ステントの保持アーチと同じ、長手方向の所与の位置に分配された締結穴および締結用切欠を有していてもよい。また、取付レールは、ステントの保持アーチとは反対の、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域の内面に配置されてもよい。こうして、縫合糸によって接続されたステントと補強部材との間に、人工心臓弁の材料をクランプすることができる。したがって、補強部材は、人工心臓弁の弁尖用の内部取付レールとして機能し、個々の縫合点ではなく大きな取付レールにわたり屈曲し、心臓弁材料に影響を与える応力負荷を分配することができる。

本開示の実施形態の大半は、補強部材または心臓弁材料をステントに固定するために縫合糸を使用するが、溶接、はんだ付け、係止固定具、リベットなどの異なる取付方法を使用することも考えられる。例えば、これらの方法を用いて、上述した内部取付レールをステントの保持アーチに取り付けてもよい。この結果、心臓弁材料を縫合糸の針で穿刺することなく、ステントの内面と補強部材の外面の間に人工心臓弁材料がクランプされる。

別の代替的な取付概念は、人工心臓弁材料の裏側に取り付けられる補強部材を含む。この概念は、保持アーチ上部の交連取付領域の高応力範囲での取付に適しているが、これについてはより詳細に後述する。この概念は、人工心臓弁材料を折り畳みこれを補強部材で包み込むことによる強化領域を形成することを含む。こうして、補強部材は、ステントの交連取付領域において人工心臓弁の屈曲可能な移行領域の外面に取り付けられた外側包装部材を形成する。補強された人工心臓弁の屈曲可能な移行領域は、ステントの保持アーチまたはステントの交連取付領域にしっかりと取り付けることができる。

補強部材の上述した外側包装部材は、ＰＴＦＥまたはＰＥＴファブリックまたはシートなどの高分子材料で作成されることが好ましい。しかしながら、折り畳まれた心臓弁材料を挟むことができる、より固いＵ字形クリップまたは屈曲可能な材料であってもよい。この概念が他の補強部材に対して有利であることの一つは、補強部材が人工心臓弁の内面上に配置されず、したがって血流を妨げることがなく、血栓を形成する部位にならないということである。

補強部材の外側包装部材は、弁尖材料が開き過ぎて、心臓弁材料の摩耗を引き起こすステントとの衝突が生じないようにする開弁緩衝部を提供してもよい。他の補強部材の丸みのあるエッジと同様に、これらの緩衝部は丸く、滑らかであるか柔らかく、開いた弁材料が衝突するときの摩耗を回避するべきである。この緩衝器は、弁尖材料の開きを大きく制限しないように十分小さくなければならない。

本発明の特に有益な実施形態は、人工心臓弁の移行領域の内面および外面に補強部材が取り付けられる取付概念を含む。この構造は、最も有利には、応力集中を防止して人工心臓弁の摩耗を防止する。

詳細には、人工心臓弁の屈曲可能領域の外面に補強部材が接続され、好ましくは保持アーチおよび交連取付領域をその全長にわたり補強する。人工心臓弁の外面に接続される上記補強部材は、人工心臓弁そのものに使用したものなどの、動物の心膜組織で作成することができる。合成材料または同種（ヒト）の組織などの任意の他の補強部材に適した材料を使用することも当然考えられる。人工心臓弁の外面に接続される補強部材には、保持アーチまたは交連取付領域における弁尖とステントの間の擦れおよび摩耗を防止するなどのいくつかの利点がある。たとえ取付が堅く縫合されていても、弁尖の開閉運動中に組織は表面にひずみサイクルを有し、微小な運動からステントに対して摩耗しうる。さらに、補強部材により、さらなるばね状の圧縮力を与えてステントへの弁尖の取付をきつくして、固い表面への弁尖の縫合によって実現される場合よりも耐久性のある取付を提供することが可能になる。また、補強部材は、開弁中に緩衝部として機能して完全な開放を制限し、開弁時に人工心臓弁に影響を与える付随する衝撃を軽減する。

別の実施形態では、人工心臓弁の外面に接続された補強部材が保持アーチおよび交連取付領域に沿って延び、保持アーチの表面または交連取付領域の表面よりも広い表面を有している。この理由のため、補強部材は、保持アーチおよび交連取付領域を完全に覆うのに十分な表面を提供する。したがって、保持アーチまたは交連取付領域における組織の摩耗および摩擦が確実に回避される。

上記補強部材の取付に関して、別の有利な実施形態は、保持アーチおよび交連取付領域の周りを補強部材で包み、包装またはステッチを用いてこの接続部を固定することを含む。すなわち、保持アーチまたは交連取付領域に補強部材がしっかりと固定され、人工心臓弁の取付部に安定的な表面を与える。

人工心臓弁の移行領域の内面に接続される補強部材に関して、別の具現化では、ブタの心膜の折り畳み片で補強部材が構成され、縫合糸を用いて移行領域およびステントに補強部材が取り付けられる。このブタの心膜の折り畳み片により、弁尖組織を固定する圧縮力を縫合糸が広げることが可能になる。生理学的負荷下でのあらゆる移動または滑りを避けるために、しっかりとした縫合取付が必要である。しっかりと取り付けた場合、弁尖からの負荷が摩擦を通してステントに少なくとも部分的に伝達され、針の穴の縫合糸には直接伝達されない。これは、応力を広めることによる、特に交連取付領域における応力集中を最小化する。また、ブタ心膜片は、閉弁中の組織の衝撃を吸収し縫合糸に伝達される動的応力を軽減する緩衝器として機能する。ワイヤ、ブラケット、合成材料、または同種（ヒト）の組織などの異なる材料を使用して、人工心臓弁の内面に接続される補強部材を実装することも当然考えられる。しかしながら、人工心臓弁が閉じている間の漏れを軽減または防止するために、上述の補強部材を最小サイズで構成して、閉じられた弁尖の間に隙間が形成されることを避けなければならない。

本発明の別の実施形態によると、補強部材を組織で包んで、手術中の人工心臓弁組織の摩擦を防止する。ワイヤまたはブラケットなどの固い補強部材を移植する場合、これは特に有利である。補強部材も周りを組織で包むことで、人工心臓弁組織に柔らかな接触表面が与えられ、擦れを防止し摩擦が減少する。

補強部材に加えて、他のステント構造も、組織または任意の他の適切な合成カバーで包まれてもよい。すなわち、ステント構造（例えば保持アーチ）に対する人工心臓弁の摩耗を避けるために、組織または任意の他の適切な材料でステントが包まれてもよい。本開示の特定の実施形態によると、心臓弁組織が金属のステント構造に直接縫合されず、それを覆う組織または合成材料に縫合されてもよい。これは、人工心臓弁とステントの接触をより緊密にし、弁傍漏れを確実に防止することができる。

本開示のさらに別の修正形態は、人工心臓弁材料面および構造を高分子材料にさらしこれを強化することを含む。この実施形態に係る材料は、本体組織の優れた接合を伴い縫合糸なしの手術にも使用可能なシアノアクリレートまたはポリエポキシドであってもよい。

同様の具現化では、人工心臓弁材料の屈曲可能な移行部が、人工心臓弁の耐久性改善のために使用される機械的特性の異なる様々な材料のレイヤリングを含む。この目的のために、非常に応力負荷の高い領域において弁材料に重なりあう縫合保持強度が非常に高いレイヤ材料を提供してもよい。これに関し、人工心臓弁の移行領域の下部に、縫合保持力の高い材料レイヤを設けてもよい。心臓弁の耐久性を高めるために、移行領域の上部は柔軟に設計されるべきである。このようなレイヤ材料の例については、「補強部材」を参照してより詳細に後述する。

本開示の別の実施形態に関し、屈曲可能な移行部における応力集中を低減する人工心臓弁材料の取付を開示する。この実施形態では、保持アーチに沿って設けられたスロットを通してステントの外側から弁材料を折り畳むことによって、ステントの保持アーチに人工心臓弁の屈曲可能な移行部が取り付けられる。上述したように、スロットの付いた保持アーチのエッジに丸みをつけて滑らかにして、弁材料の摩耗および摩擦を回避してもよい。この設計では、ステントの外側にいくらかの材料の厚みがあり、病変した生体心臓弁の位置でのステントの固定に影響する可能性がある。

この問題に対応するために、ステント構造の残りの部分と比較して保持アーチを細くしてもよい。これは、折り畳まれたプロテーゼがより大きな搬送カテーテルを必要としないようにする凹部をステントの圧縮時に提供する。

本開示の代替的な実施形態によると、人工心臓弁は、三枚の心膜組織の個別片を用いて組み立てられる。これによると、三枚の心膜組織の個別片は、人工心臓弁組織の厚さの点で有利である。人工心臓弁を形成するために一片の平坦な組織を使用すると、弁尖の厚さが異なることがあり、耐久性の低下や不十分な弁の閉鎖など、弁性能が望ましいものではなくなり、弁の開閉が非対称になり、または血行動態が望ましいものではなくなる。したがって、三枚の心膜組織の個別片は、厚さおよび機械的特性がより一様である人工心臓弁を形成する可能性を提供する。

この目的のために、本開示の別の実施形態は、三つの個別片がそれぞれ、隣合う片と接続するためのスリーブを持つ本質的にＴシャツ形状の平坦な組織パターンを有することを含む。上述したように、隣合う片の隣接エッジを補強するように、隣合う片を作成することができる。これを達成するために、隣合う片のスリーブを外側に折り畳み、接続部を補強するように互いに縫合される。この補強領域をステントの交連取付領域に取り付けることで、交連取付部により支持される弁尖応力をより一様に分配するのに役立つ。

本発明の別の実施形態では、個別片の隣接エッジの補強をさらに改良するために、補強部材は、三つの個別片のスリーブの周りに巻かれた外側包装部材からなり、人工心臓弁を補強するとともに、人工心臓弁をステントの交連取付領域に取り付ける。すなわち、人工心臓弁の耐久性をさらに改善するために、外側包装部材を使用することができる。この点において、外側包装部材が一片の心膜組織または合成材料で構成されてもよい。また、補強された人工心臓弁をステントの交連取付領域に縫合糸を用いて取り付けるために外側補強部材が使用される。したがって、ステントと人工心臓弁の縫合により生じる応力が、主に補強部材の材料の中に導かれるので、人工心臓弁での高い応力集中が回避される。

本開示に係る人工心臓弁、対応するステント、および経カテーテル搬送体内プロテーゼの好適な実施形態をさらに詳細に説明する添付の図面を以下で参照する。

本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の展開図である。 人工心臓弁が閉じた状態での上端の平面図である。 人工心臓弁が開いた状態での上端の平面図である。 本開示のさらなる例示的な実施形態に係る人工心臓弁用の本質的にＴシャツ形状を有する人工心臓弁材料片のフラットパターンである。 本開示のさらなる例示的な実施形態に係るステントの交連（commissure）取付領域に縫合され取り付けられた三つの人工心臓弁材料片の上面図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁を固定するために図６ａ、６ｂ、７ａまたは７ｂに係る体内プロテーゼで使用される第１心臓弁ステントの例示的な実施形態の平面展開図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第１心臓弁ステントの第１側面斜視図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第１心臓弁ステントの第２側面斜視図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第１心臓弁ステントの第３側面斜視図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第１心臓弁ステントの下端の平面図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療するための体内プロテーゼの第１側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療するための体内プロテーゼの第２側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療するための体内プロテーゼの第１側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 図７ａに示す体内プロテーゼの第２側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁を固定するために、図１１ａまたは図１１ｂに係る体内プロテーゼで使用される、圧縮状態の第２心臓弁ステントの例示的な実施形態の平面展開図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第２心臓弁ステントの第１側面斜視図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁の支持および固定が可能な第２心臓弁ステントの第２側面斜視図であり、心臓弁ステントの拡張状態を示す図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁を固定するために、図１１ａまたは図１１ｂに係る体内プロテーゼで使用される、拡張状態の第２心臓弁ステントの例示的な実施形態の第２平面展開図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁を固定するために体内プロテーゼで使用される、拡張状態の第３心臓弁ステントの例示的な実施形態の平面展開図である。 本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁を固定するために体内プロテーゼで使用される、拡張状態の第４心臓弁ステントの例示的な実施形態の平面展開図である。 心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療するための体内プロテーゼの第１側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 図１１ａに示す体内プロテーゼの第２側面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 図１１ａに示す体内プロテーゼの上面斜視図であり、体内プロテーゼが拡張した状態であり、体内プロテーゼが心臓弁ステントと本開示の例示的な実施形態に係る人工心臓弁とを備え、前記心臓弁ステントを用いて人工心臓弁を保持する様子を示す図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第１の例示的な実施形態を示す図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第２の例示的な実施形態を示す図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第３の例示的な実施形態を示す図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第４の例示的な実施形態を説明する図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第５の例示的な実施形態を説明する図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定するために本開示に係る体内プロテーゼで使用される補強部材の第６の例示的な実施形態を説明する図である。 図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線に沿った断面図であり、人工心臓弁を心臓弁ステントに固定する代替的な取付方法を示す図である。 人工心臓弁の第２の例示的な実施形態に係る、隣接エッジに沿って二つの別々の人工心臓弁材料片を接続するステップを示す図である。 人工心臓弁の第２の例示的な実施形態に係る、隣接エッジに沿って二つの別々の人工心臓弁材料片を接続するステップを示す図である。 人工心臓弁の第２の例示的な実施形態に係る、隣接エッジに沿って二つの別々の人工心臓弁材料片を接続するステップを示す図である。 人工心臓弁の第２の例示的な実施形態に係るステントの交連取付領域への人工心臓弁取付の上面図である。 人工心臓弁の第２の例示的な実施形態に係るステントの交連取付領域への代替的な心臓弁ステント取付の詳細斜視図である。

図１は、例示的な開示実施形態に係る人工心臓弁１００の平坦な組織パターンを示す図である。人工心臓弁１００は、少なくとも二枚の弁尖（leaflet）を備えてもよく、図１の人工心臓弁１００の平坦組織パターンの例示的な実施形態では、三枚の弁尖１０２を備える。弁尖１０２はそれぞれ、自然組織および／または合成材料を含む。弁尖１０２はスカート部１０３に取り付けられる。後で詳細に説明するように、スカート部１０３は、人工心臓弁１００をステント１０に取り付けるために使用される。

人工心臓弁１００の弁尖１０２は、心腔を開く第１の開位置と、心腔を閉じる第２の閉位置との間を移動できるように構成される。より詳細には、人工心臓弁１００の移植状態において、弁尖１０２は、患者の心臓を通る血流に応じて、第１の位置と第２の位置とを行き来することができる。心室収縮の間、患者の心臓の左心室内で圧力が上昇する。患者の心臓の左心室内の圧力が大動脈内の圧力を上回ると、人工心臓弁１００の弁尖１０２が開き、左心室から大動脈内に血液が流れる。心室収縮が終わると、左心室内の圧力が急速に低下する。左心室内の圧力が減少すると、大動脈の圧力により人工心臓弁１００の弁尖１０２が閉じる。

図２ａおよび図２ｂは、それぞれ人工心臓弁１００の閉じた状態および開いた状態における上端の平面図を示す。人工心臓弁１００の閉位置（図２ａ参照）では、三枚の弁尖１０２が人工心臓弁１００の中心に集まり、封止領域を形成する。

開弁フェーズの間、弁尖は、図１に示すように、屈曲可能な移行領域１０４の周りを旋回する。屈曲移行領域１０４は、弁尖１０２とスカート部１０３の接点を形成し、生体大動脈弁または肺動脈弁のカスプ（cusp）形状と同様に、略Ｕ字形に進行する。開弁フェーズ内では、圧力差の増大に応じて交連領域１０５および弁尖１０２が径方向外側に移動して弁を開き、プロテーゼを通して血液が流れるようにする。

図１の例示的な実施形態では、人工心臓弁１００は、一体的な平坦な心膜組織で作られている。この心膜組織は、動物の心臓（異種移植片）またはヒトの心臓（同種移植片）のいずれからも摘出することができる。摘出された組織をレーザまたはナイフで切断するかあるいは圧縮して、弁尖１０２およびスカート部１０３のそれぞれになる平坦な組織パターンを形成することができる。平坦な組織パターンの形成後、そのように作成された心臓弁組織を、対応するステント構造１０に取り付けることができる円筒形または円錐形になるよう縫い合わせることができる。図６ａ、６ｂに関して詳細に説明するように、スカート部１０３は、例えば縫合糸１０１を用いて人工心臓弁１００をステント１０に接続するために使用される、人工心臓弁１００の領域となる。

図１および図２から分かるように、人工心臓弁１００のパターンは、意図通りの人工心臓弁１００の弁尖１０２、交連領域１０５、およびスカート部１０３のそれぞれになる。したがって、大動脈弁または肺動脈弁に似た三枚の半月形弁尖を持つ弁尖１０２を形成するように、平坦な組織パターンが設計される。長円形、Ｕ字形、または略楕円形などの様々な形状に弁尖１０２を設計することができる。好ましくは、全てが同一の全体形状となるように、三枚の弁尖１０２が形成される。

図１に示す別の態様は、人工心臓弁１００のフレア（裾広がり）状の下端部である。より詳細に後述するように、それぞれの心臓弁ステント１０の環状カラー４０に人工心臓弁１００を取り付けるのに、このようなフレア状の下端部が有利となる。代替的に、テーパー状の下端部を有する人工心臓弁１００を製造することも考えられる。人工心臓弁１００のフレア状またはテーパー状の下端部を、プロテーゼの移植部位における血管の形状に適合させて、プロテーゼの血管への固定の信頼性を最大にすることができる。

弁尖１０２とスカート部１０３の間で、弁のパターンは、生体大動脈弁または肺動脈弁のカスプ形状と同様に略Ｕ字形に前進する屈曲可能な移行領域１０４を見せる。

図２ａから導き出せるように、人工心臓弁１００の弁尖部は、起こり得る環状のねじれに対して冗長なコアプテーション（coaptation）を与えるように設計される。結果として、冗長なコアプテーションにより弁尖１０２にかかる応力が減少し、弁尖１０２の第２の閉位置における心腔の確実な閉鎖が保証される。この冗長なコアプテーションは弁尖間の面接触を増やすので、十分なコアプテーションを維持しつつ、本開示の人工心臓弁をねじれた弁輪内に移植することが可能になる。

図１には示していないが、人工心臓弁１００は、移行領域１０４の進行に沿って設けられた複数の締結穴１０６を備えることができる。締結穴１０６の周りの組織領域を強化するために、レーザ切断を用いて人工心臓弁１００の組織材料にこれらの締結穴１０６を導入する。しかしながら、代替的に、縫い付け過程中に針を用いて締結穴１０６を導入することも考えられる。

図１に示す屈曲可能な移行領域１０４は、機械的特性の異なる様々な材料のレイヤリングを含んでもよい。その結果、心臓弁ステントの保持アーチに特に関連する下部がより強固になり縫合保持力が高くなる一方で、ステントの交連取付領域１１ｂに特に関連する上部を、弁尖１０２の移動を支持するようにさらに柔軟に設計することができる。同様に、弁尖１０２および弁尖支持部１０３が異なる安定特性を有していてもよい。これは、弁尖１０２または弁尖支持部１０３のそれぞれに対して異なる架橋過程を用いることで達成される。代替的に、機械的安定性を高めるために組織または合成材料の小シートを取り付けることによって、弁尖１０２または弁尖支持部１０３を補強してもよい。

様々な患者の様々な血管の大きさおよび直径はある程度異なるため、デザインの異なる人工心臓弁１００を準備しておくと有利なことがある。より詳細には、人工心臓弁の製造に使用される特定の組織材料に応じて、厚さ１６０μｍ〜３００μｍ、より好ましくは厚さ２２０μｍ〜２６０μｍの組織材料を使用してもよい。さらに、本開示によると、人工心臓弁１００の直径が１９ｍｍ〜２８ｍｍの範囲であってもよい。

以下では、心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療するための体内プロテーゼ１の第１および第２側面斜視図をそれぞれ示す、図６ａ、６ｂを参照する。ここでは、体内プロテーゼ１が、人工心臓弁１００を保持する心臓弁ステント１０の例示的な実施形態を備えている。図６ａ、６ｂでは、体内プロテーゼ１が拡張した状態を示す。

図６ａ、６ｂから分かるように、人工心臓弁１００が固定された状態で、人工心臓弁１００の移行領域１０４は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに沿って広がる。より詳細には、ステント１０の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの下部弁尖取付領域１１ｃと交連取付領域１１ｂとに沿って広がる。人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４は、ステント１０の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに取り付けられる。そのため、人工心臓弁１００の弁尖１０２を制御された状態でステント１０の中心に向けて内側に曲げて、弁尖１０２を形成することができる。

弁尖１０２が適切に形成されかつ人工心臓弁がステント構造に適切に取り付けられるように、対応するステント１０に人工心臓弁１００を適合させるために、人工心臓弁１００の平坦な組織材料のパターンは、弁尖構造、環状スカート部１０３、および両者の間の移行領域１０４を包含するように切断されるべきである。言い換えると、人工心臓弁を円筒形または円錐形に縫い合わせた後、弁は下端にフレア部を有する。このフレア形状がステント１０の構造に適合し、病変した心臓弁の移植部位における血管壁に最適に適合するように構成される。

図６ａ、６ｂに示す経カテーテル搬送体内プロテーゼ１の例示的な実施形態では、ステント１０に固定される人工心臓弁１００は、動物またはヒトの心膜サックから摘出され三つの弁尖１０２とスカート部１０３のそれぞれを有するパターンに切断された、一体的な平坦な心膜組織材料からなる。パターンは、ステント１０への取付前に円筒形に縫い合わされる。加えて、人工心臓弁１００は、ステントの保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃおよび交連取付領域１１ｂに接続される移行領域１０４を備える。移行領域１０４は、弁尖１０２をスカート部１０３に接続する。より詳細には、移行領域１０４は、生体大動脈弁または肺動脈弁のカスプ形状と同様に、本質的にＵ字形である。このため、移行領域１０４により弁尖１０２の開閉動作が可能になり、生体人工心臓弁組織内の応力が最小になる。

ステント１０にこの組織パターン（図１参照）の組み付けると、保持アーチ間の組織領域が弁尖１０２になる。三つの本質的に閉鎖した弁尖を形成するように、これらの弁尖を内側に折り畳むことができる。（心腔内の血圧上昇に応じて）下流方向の圧力勾配がある場合、ステント１０の方向に弁尖１０２が離され、心腔から血液が出られるようになる。他方、反対の上流方向の圧力勾配（心腔内の吸気圧に応じた逆行勾配）がある場合、血液が弁尖１０２になだれ込む。これによって、ステント１０の中心で弁尖１０２が圧力を受けて、経カテーテル搬送体内プロテーゼ１を閉じる。

図５ａ〜５ｅ、図８〜１０を参照してより詳細に説明するように、体内プロテーゼ１を形成すべく人工心臓弁１００が取り付けられる適切なステント１０は、ステント１０の下部に配置された環状カラー４０を備えてもよい。ステント１０の環状カラー４０は、病変した心臓弁の部位で所望の位置に経カテーテル搬送体内プロテーゼ１を保持する、追加の固定手段としての役割を果たす。図６ａ、６ｂ、７ａ、７ｂ、１１ａ〜１１ｃに示す経カテーテル搬送体内プロテーゼ１の例示的な実施形態では、ステント１０の環状カラー４０がフレア形状を有する。したがって、ステント１０に固定された人工心臓弁１００の弁尖支持部１０３の下部も、環状カラー４０のフレア形状を収容すべく広がった直径を有している。

人工心臓弁１００のスカート部１０３および／または移行領域１０４に取り付けられた縫合糸、スレッドまたはワイヤ１０１を用いて、人工心臓弁１００がステント１０に固定される。スカート部１０３は、ステント１０に対して予め定められた位置に人工心臓弁１００を保持する役割を果たす。

より詳細に後述するように、体内プロテーゼ１を形成すべく人工心臓弁１００が取り付けられる適切なステント１０は、ステント１０の下部に配置された環状カラー４０を備えてもよい。ステント１０の環状カラー４０は、病変した心臓弁の部位で所望の位置に経カテーテル搬送体内プロテーゼ１を保持する、追加の固定手段としての役割を果たす。

図６ａ、６ｂから分かるように、縫合糸、スレッドまたはワイヤ１０１を用いて、ステント１０の環状カラー４０に人工心臓弁１００のスカート部１０３を取り付けてもよい。この目的のため、直径が最大０．２ｍｍ、好ましくは０．１ｍｍ〜０．２ｍｍのマルチフィラメントの縫合糸１０１を使用してもよい。

さらに、上記の結合を得るために、共通のランニング・ステッチ・パターンを使用してもよい。本開示によると、ステッチパターンは、ロッキング・ステッチ（locking stitch）またはブランケット・ステッチであると好ましい。もちろん、任意の他の適切なステッチパターン（すなわち、オーバーロッキング・ステッチ、スリップ・ステッチ、トップステッチ）も使用可能である。

図６ａ、６ｂに示すように、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域１０４を、縫合糸１０１を用いてステント１０の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに取り付けることができる。この縫合糸は、ステント１０の環状カラー４０に人工心臓弁を取り付けるのに使用する縫合糸１０１よりも直径が大きい。このため、体内プロテーゼを小径に折り畳めるようにステント１０に大き過ぎる体積を付与することなく、人工心臓弁１００をステントに確実に取り付けることができる。

図６ａ、６ｂに示す経カテーテル搬送体内プロテーゼ１の例示的な実施形態では、ステント１０の環状カラー４０がフレア形状を有する。したがって、ステント１０に固定された人工心臓弁１００のスカート部１０３の下部も、環状カラー４０のフレア形状を収容すべく広がった直径を有している。

人工心臓弁１００が取り付けられて体内プロテーゼ１を形成するステント１０の取り得る実施形態のうちのいくつかを考慮することで、本開示の範囲がより明確になるだろう。したがって、以下では、人工心臓弁１００が固定されて、図６ａ、６ｂに示す経カテーテル搬送体内プロテーゼ１を形成するステント１０の例示的な実施形態について説明する図５ａ〜５ｅを参照する。

より詳細には、図５ｂは、心臓弁ステント１０の拡張状態を示す心臓弁ステント１０の第１側面斜視図である。拡張状態の心臓弁ステント１０の第２、第３側面図が、図５ｃ、図５ｄに示されている。

他方、図５ｅは、本開示の例示的な実施形態に係る拡張状態の心臓弁ステント１０の下端の平面図であり、例示的な実施形態に係るステント１０の平面展開図が図５ａに示されている。

図５ａ−５ｅに示すステント１０にも、ステント本体の下端部に配置された環状カラー４０が設けられている。少なくとも一つの環状カラー４０は、ステント１０の追加係留手段として機能する。

加えて、例示的な実施形態に係るステント１０は、全部で三つの位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃを有しており、これらはステント１０を自動的に位置決めする機能を引き受ける。位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃはそれぞれ丸いヘッド部２０を有している。ヘッド部２０は、心臓の移植部位におけるステント１０の位置決め中に、治療される生体心臓弁の嚢内に係合する。

ステント１０の例示的な実施形態は、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃも備えている。より詳細には、ステント１０は三つの放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃを有しており、各アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの二つのアーム１５ａ、１５ａ’、１５ｂ、１５ｂ’、１５ｃ、１５ｃ’の間に配置される。各放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃとはおおよそ逆の形状をしており、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのそれぞれ一つと反対の方向に延出する。

加えて、図５ａ〜５ｅに示す例示的な実施形態に係るステント１０には、対応する。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃが設けられている。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのそれぞれに、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの一つが割り当てられる。また、ステント１０の例示的な実施形態によると、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の一端に、複数の追加締結穴１２ｃを持つ複数の交連取付領域１１ｂが構成される。

交連取付領域１１ｂに加えて、ステント１０は、人工心臓弁１００の組織部分をさらに固定するための第２の下部弁尖取付領域１１ｃを備える（図６ａ、６ｂ参照）。この点において、図５ａ〜５ｅに示す例示的な実施形態に係るステント１０は、素材を人工心臓弁１００に取り付けるための複数の取付領域１１ｂ、１１ｃを持つ構成を有している。

ステント１０には弁尖保護アーチも設けられる。各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの間に一つの弁尖保護アーチが設けられてもよい。弁尖保護アーチの構造および機能については、図７ａ、７ｂを参照して後述する。したがって、明確さの理由は明示されていないが、図５ａ〜５ｅに示す例示的な実施形態に係るステント設計では、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃに一つの弁尖保護アーチが割り当てられてもよい。

ステント１０の例示的な実施形態は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の特有の構造によって特徴づけられる。詳細には、ステント１０の拡張状態において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、人工心臓弁１００と同様の形状を有している。さらに、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には、複数の下部弁尖取付領域１１ｃが設けられている。これらはそれぞれ、人工心臓弁１００の組織部分を締結するために設けられた複数の締結穴１２ａまたは小穴（eyelet）を有する。これらの追加締結穴１２ａまたは小穴が、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４に対する取付点を提供する。

より詳細に後述するように、代替的な実施形態では、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に、屈曲可能な移行領域１０４をステント１０に固定するために使用可能である複数の締結用切欠が設けられてもよい。このため、代替的な実施形態では、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に沿って、追加締結穴１２ａを設ける必要がない。

図５ａ〜５ｅ、８〜１０に示す実施形態のステント設計によると、ステント１０の拡張した状態で、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００の移行領域１０４と実質的に一致する形状を有している（図６ａ、６ｂまたは図１１ａ、１１ｂ参照）。

保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”のこの特有の設計は、弁の耐久性という利点がある。このように形成された保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００のスカート部１０３と弁尖１０２のエッジとを支持する役割を有する。

例えば図６ａ、６ｂおよび図１１ａ、１１ｂに示すように、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、拡張状態のステント１０に固定された人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の形状をたどる。さらに、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、位置決めアーチ１５ａ−ｃの背後の場所で、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの一方のアームから他方のアームまで支持されない最小のギャップを有するように設計される。

詳細には、図５ａの切断パターンに示すように、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には、複数の曲げエッジ３３が設けられる。これらの曲げエッジ３３は、各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”を複数のアーム区画に分割する。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの単一のアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”のアーム区画が相互に接続され、これによって、ステント１０の非拡張状態において本質的に直線をなす保持アーチアームを構成する。この点において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の非曲線構造を示す、図５ａの切断パターンを参照する。

ステント１０の製造時、ステント構造および特に保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの構造は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”がステント１０の拡張状態で曲線形状を有するようにプログラムされる。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状は、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００の移行領域１０４の形状をアームがたどるように画成される（図６ａ、６ｂ参照）。

したがって、その上に人工心臓弁１００の移行領域１０４が縫い付けられるまたは縫い付け可能である、ステント１０の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、ステント１０の拡張時に自身の形状を変化させる。ステント１０の拡張状態では保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは曲がっているが、ステント１０が折り畳まれているときは相対的に直線である。

例えば図５ｂ〜５ｄから分かるように、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の湾曲は、アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の分割によって達成される。詳細には、アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は複数の曲げエッジ３３を設けることによって分割される。ステント１０の拡張状態では、二つの隣合うアーム区画が互いに対して角度を持ち、これら二つの隣合うアーム区画の屈曲点が、両方の隣合うアーム区画の間に設けられた曲げエッジ３３によって画成される。したがって、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられる曲げエッジ３３の数が多くなるほど、ステント１０の拡張状態で異なる方向に延出可能であるアーム区画の数が多くなる。この点において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状を、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の移行領域１０４の形状に正確に適合させることができる。また、図８〜１０に示す実施形態が、複数のアーム区画を提供するさらに多数の曲げエッジ３３を示していることに注意すべきである。これに加えて、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに沿って複数の締結用切欠を設けるように、図８〜１０に示す曲げエッジ３３が形成されるが、これについてはより詳細に後述する。

図５ａ〜５ｅに示すステント１０には、ステント本体の下端部に配置された環状カラー４０も設けられている。少なくとも一つの環状カラー４０がステントの追加係留手段として機能してもよい。

図６ａ、６ｂに示す実施形態では、ステント１０は、図５ａ〜５ｅに関して上述した例示的な実施形態にしたがったステントに対応する。他方、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００は、図１、２ａ、２ｂに関して上述した人工心臓弁１００の例示的な実施形態に対応する。

したがって、図６ａ、６ｂに示す経カテーテル搬送体内プロテーゼ１の例示的な実施形態に示すように、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００は、生体材料または合成材料で作成された三つの弁尖１０２を備える。

ステント１０に対する人工心臓弁１００の長手方向のずれを減らすために、ステント１０は、本質的にステント１０の長手方向Ｌに延びる、下部弁尖取付領域１１ｃの形態の複数の締結部を備える。加えて、ステント１０には、交連取付領域１１ｂが設けられる。下部弁尖取付領域１１ｃおよび交連取付領域１１ｂ（両方とも締結部として機能する）を用いて、人工心臓弁１００の組織部分がステント１０に取り付けられる。

詳細には、下部弁尖取付領域１１ｃおよび交連取付領域１１ｂのそれぞれの締結穴１２ａ、１２ｃを通して案内される縫合糸１０１、スレッドまたは細いワイヤによって、人工心臓弁１００がステント１０に締結される。これにより、ステント１０に対する所定の位置で、ステント１０に人工心臓弁１００の組織部分を取り付けることが可能になる。

代替的に、図８〜１０に関して説明するように、縫合糸１０１、スレッドまたはワイヤが、上述した締結穴１２ａの代わりに、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに沿って設けられる締結用切欠によって案内されてもよい。したがって、図８〜１０に係る代替的な実施形態では、下部弁尖取付領域１１ｃの締結穴１２ａが（曲げエッジ３３により設けられる）ノッチで置き換えられる一方、交連取付領域１１ｂには依然として締結穴１２ｃが設けられてもよい。

縫合糸１０１を用いてステント１０に人工心臓弁１００を取り付ける方法が、図６ａまたは図６ｂから分かる。図示の実施形態では、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの締結部、すなわち下部弁尖取付領域１１ｃおよび交連取付領域１１ｂに設けられた締結穴１２ａ、１２ｃに縫い付けられた、心膜人工心臓弁１００が使用される。ステント１０への人工心臓弁１００の取付を改善するために、環状カラー４０に加えステント構造の他の部分にもスカート部１０３を縫い付けてもよい。人工心臓弁１００は、略円形断面のチューブ状であってもよい。

他方、支持ステント１０の外面に人工心臓弁１００を取り付けることも考えられる。すなわち、病変した生体心臓弁にスカート部１０３が直接接触してもよいし、縫合糸を用いてスカート部１０３がステント１０に取り付けられてもよい。ステント１０の外面に人工心臓弁１００を取り付けると、弁尖１０２からステント１０への荷重伝達が支持される。これは、閉鎖中の弁尖１０２にかかる応力を大きく削減し、その結果、弁尖の耐久性が高まる。また、ステントの外面にスカート部および交連部を取り付ける場合、血行動態を改善するように心臓弁を設計することが可能になる。さらに、病変した心臓弁と直接接触する心臓弁材料は、漏れ（すなわち、弁傍漏れ）、組織の増殖、および取付に対する良好な封止界面を提供する。

人工心臓弁１００の材料、特に人工心臓弁の弁尖１０２の材料は、合成物、動物の弁または心膜などの他の動物組織から作ることができる。動物の組織は、複数の種類の動物からであってもよい。人工心臓弁１００の弁尖材料はウシまたはブタの心膜から作られることが好ましいが、例えばウマ、カンガルーなどの他の動物も考慮することができる。

以下では、本開示に係る体内プロテーゼ１で利用される例示的な実施形態に係る補強部材１０７．１〜１０７．８の説明する図１２〜１７を参照する。補強部材１０７．１〜１０７．８は、屈曲可能な移行領域１０４と、ステント１０の下部弁尖取付領域１１ｃ（図１２〜１４参照）および／または交連取付領域１１ｂ（図１５〜１７参照）との間の接続部における、人工心臓弁１００の組織材料の応力集中を軽減することができる。

補強部材１０７．１〜１０７．８は、縫い目の経路に沿って離散的にまたは連続的に配置することができる。例えば、人工心臓弁材料の他方の側にあるステントの保持アーチとは反対側に、補強部材を配置することができる。ステントへの取付を補強するとともに、屈曲可能な移行部１０４または弁尖支持部１０３への直接縫合によって生じる弁尖材料内の応力集中を低減するために、図示の補強部材１０７．１〜１０７．８が適用される。これに加えて、補強部材１０７．１〜１０７．８により、縫合糸の結び目と人工心臓弁の組織とが直接接触するのを避けることができる。また、心臓弁組織と、ステントまたは体内プロテーゼの任意の他の金属部品との直接的な接触を、補強部材によって避けることができる。

人工心臓弁１００の開閉中に弁組織が摩耗するのを避けるために、補強部材１０７．１〜１０７．８が丸みのあるエッジを持つように設計されると好ましい。

詳細には、図１２は、図６ｂまたは図１１ｂ内のＡ−Ａ線に沿った断面図、すなわち、本開示の体内プロテーゼ１で利用されるステント１０の一つの保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの断面図である。図１２に示すように、補強部材１０７．１の第１の例示的な実施形態を利用して、人工心臓弁１００をステントに取り付けることができる。

この例示的な実施形態によると、人工心臓弁１００の組織材料における応力集中を軽減するように意図された内部クッション１０７．１の形態である少なくとも一つの補強部材を用いて、人工心臓弁組織とステント１０との接続が補強される。上記の応力集中は、人工心臓弁１００の組織材料を直接縫い付けると生じることがある。内部クッション１０７．１の形態である少なくとも一つの補強部材は、縫合糸１０１．１と、人工心臓弁１００の組織材料との間に配置される。この点において、縫合糸１０１．１により生じる応力が、人工心臓弁１００の組織材料のより広範な領域にわたり分配される。内部クッション１０７．１の形態である少なくとも一つの補強部材は、人工心臓弁１００の組織材料の他方の側にある、ステント１０の対応する保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃとは反対側に配置される。すなわち、内部クッション１０７．１の形態である少なくとも一つの補強部材は、人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の内面に取り付けられる。補強部材の第１実施形態である少なくとも一つの内部クッション１０７．１は、少なくとも一つの丸みのあるエッジ１０８が形成されるように折り畳むことができる。この少なくとも一つの丸みのあるエッジ１０８は、人工心臓弁１００の開閉中に弁尖１０２の組織材料が摩耗するのを避けるように設計される。

内部クッション１０７．１の形態である補強部材は、ポリエステルベロア、ＰＴＦＥ、心膜組織などの材料、または、丸みのあるエッジを形成し人工心臓弁１００の組織材料内の応力を分配または緩衝するのに適した任意の他の材料からなる、一層または多層の材料で作成されてもよい。内部クッション１０７．１の形態の補強部材を、一つの保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの二つの隣接するアーム１６ａ’、１６ａ”；１６ｂ’、１６ｂ”；１６ｃ’、１６ｃ”（図６ａ参照）の下端の間に形成される隙間に渡して、人工心臓弁１００の組織材料を隙間の全域で支持するように、適用することができる。

人工心臓弁１００を心臓弁ステント１０に固定するために本開示の経カテーテル搬送体内プロテーゼ１で利用される補強部材の第２の例示的な実施形態を説明する、図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線（交連取付領域１１ｂ）に沿った断面図である図１５をさらに参照する。

補強部材は、ポリエステルベロア、ＰＴＦＥ、心膜組織などの材料、または、丸みのあるエッジを形成するのに適した任意の他の材料からなる、一層または多層の材料で作成されてもよい。図１５に示すように、人工心臓弁１００の上端部において、心臓弁の閉鎖中に、弁尖１０２が折り畳まれて小さな空洞１０９が形成されるように、人工心臓弁１００の組織材料を交連取付領域１１ｂに取り付けることができる。内部クッション１０７．２の形態である補強部材が、この空洞１０９内に挿入される。心臓弁プロテーゼ１の閉鎖フェーズ中の漏れを回避するために、できるだけ小さな空洞１０９を形成することに注意すべきである。

図１３は、本開示に係る体内プロテーゼ１で利用される補強部材の第３の例示的な実施形態を説明する、図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図である。この例示的な実施形態によると、補強部材は、図１２に示した内部クッション１０７．１からなる補強部材と実質的に同じ場所に置かれたワイヤレール１０７．３であってもよい。この場合、人工心臓弁１００の内面では、ワイヤレール１０７．３の周りに縫合糸１０１．１が巻かれ、生体人工心臓弁の外面では、適切なステッチパターンを用いて保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに縫合糸１０１．１が取り付けられる。すなわち、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域１０４の内面に、ワイヤレール１０７．３が取り付けられる。ワイヤレール１０７．３はニチノールで作成されることが好ましい。これにより、ワイヤレール１０７．３をステント１０とともに折り畳むことが可能になる。第３実施形態の補強部材も、人工心臓弁１００の開閉中に弁組織が摩耗するのを避けるために、丸みのあるエッジを持つように設計される。

図１４は、本開示に係る体内プロテーゼ１で利用される補強部材の第４の例示的な実施形態を説明する、図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図である。したがって、ポリエステルベロアまたはＰＴＦＥなどの材料で構成される内部クッション１０７．１、１０７．２を用いる代わりに、第４の例示的な実施形態に係る補強部材を、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの本質的なコピーとして配置することができる。しかしながら、この実施形態では、材料の厚みがあると体内プロテーゼ１を小さく折り畳むことが妨げられるので、補強部材は、対応する保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃよりも細い内部取付レール１０７．４である。より詳細には、内部取付レール１０７．４は、長手方向の所与の位置に分配された、対応する保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと同じ締結穴１２ａとノッチとを有している。

さらに、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃとは反対側の、人工心臓弁１００の組織材料の内面に、内部取付レール１０７．４が配置される。このため、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと内部取付レール１０７．４との間に人工心臓弁１００がクランプされる。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと内部取付レール１０７．４とは、縫合糸１０１．１により接続される。

しかしながら、代替的な実施形態では、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと内部取付レール１０７．４の間の接続は、針または縫合糸を用いて貫通することなく生体人工心臓弁組織をクランプするように、リベット、溶接またははんだ付けを利用してもよい。ステント１０と同時に折り畳むことができるように、内部取付レール１０７．４がニチノールで作成されると好ましい。

当然、弁尖１０２の摩耗を防止するために、内部取付レール１０７．４のエッジを丸くしてもよい。加えて、内部取付レール１０７．４を組織材料または合成材料で包んで、人工心臓弁の作動時の弁尖材料との接触中に生じうる摩耗をさらに低減することができる。

図１６は、本開示に係る体内プロテーゼ１で利用される補強部材の第５の例示的な実施形態を説明する、図６ｂまたは図１１ｂに示すＡ−Ａ線に沿った断面図である。

図１６に示すように、この例示的な実施形態に係る補強部材は、ステント１０の交連取付領域１１ｂで人工心臓弁組織の裏側に取り付けられる外側包装部材１０７．５である。弁尖１０２が空洞を形成しないように折り畳まれる。むしろ、外側包装部材１０７．５は、生体人工心臓弁１００の外面にクランプされる。より詳細には、屈曲可能な移行領域１０４の外面にクランプされ、弁尖１０２をともに押し付ける。このように、人工心臓弁組織を折り畳み外側包装部材１０７．５を用いて包むことによって、補強領域が形成される。

外側包装部材１０７．５は、縫合糸１０１．１を用いて交連取付領域１１ｂに取り付けられる。人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の外面上に外側包装部材１０７．５を押し付けるための追加の横方向縫合糸１０１．２が設けられる。

ＰＴＦＥ、ＰＥＴファブリックまたはシートなどの高分子材料、あるいは一片の弁膜組織で外側包装部材１０７．５が作成されると好ましい。しかしながら、追加の横方向縫合糸１０１．２を用いずに人工心臓弁１００の折り畳まれた組織材料を挟むことができる、より固いＵ字形のクリップまたは屈曲可能な材料であってもよい。加えて、この外側包装部材１０７．５は、弁尖１０２の開きを制限して弁尖１０２がステント１０に衝突するのを防止するバンパーとして機能する。

図１６内の点線は、弁尖１０２の閉位置を表している。

図１８は、人工心臓弁１００が外側からステント１０に取り付けられる代替的な取付手法を示す。このために、人工心臓弁１００の組織材料を折り畳み、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに設けられたスロット１１０の中に通す。スロット１１０のエッジに丸みを付けて滑らかにし、人工心臓弁１００の組織材料の摩耗または摩擦を避けることが好ましい。さらに、組織の摩耗をさらに低減するために、スロット１１０を薄い弁膜組織で包んでもよい。この設計では、ステント１０の外側にいくらかの厚い材料が置かれるので、病変した生体心臓弁の位置におけるステント１０の固定に影響が及ぶことがある。

一実施形態は、ステント構造の残りの部分に比べて薄い保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃを外面に備え、外面で組織材料を受け入れてもよい。ステント１０の折り畳み時にこれが凹みを提供するので、折り畳まれたプロテーゼがより大きな搬送カテーテルを必要とすることがない。

図１７は、本開示に係る体内プロテーゼ１で利用される第６の例示的な実施形態に係る補強部材１０７．６、１０７．７を説明する、図６ｂまたは図１１ｂに示すＢ−Ｂ線に沿った断面図である。

詳細には、図１７は、人工心臓弁１００の移行領域１０４の内外面に補強部材１０７．６、１０７．７が取り付けられる実施形態を示す。図１７は、Ｂ−Ｂ線に沿った断面図のみを示すが、図示の補強部材の第６実施形態は、ステントの保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ（Ａ−Ａ線）に沿っても適用できることに注意すべきである。この点において、外側補強部材１０７．６は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ（下部弁尖取付領域１１ｃ）および交連取付領域１１ｂの全長を覆うのに十分な長さである、２００μｍ厚のブタの心膜の幅広片２００からなる。外側補強部材１０７．６を形成するこの心膜片を、交連取付領域１１ｂの長さに一致するそれぞれ約５ｍｍの三枚の短切片と、一つの交連取付領域１１ｂから隣接する領域までの保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ（下部弁尖取付領域１１ｃ）に沿った長さに一致するそれぞれ約４５ｍｍの三枚の長切片と、に切断することができる。

４ｍｍ幅のブタ心膜外側補強部材１０７．６を半分に折り畳まれ、自由縁に非常に近いランニングステッチの微細な密着（clinging）縫合糸１０１．４（例えば８−０縫合糸）を用いて縫合される。続いて、縫合された外側補強部材１０７．６が、ステント表面に沿って配置された８−０ランニングステッチを用いて、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃおよび／または交連取付領域１１ｂの内面に沿って配置される。外側補強部材１０７．６は、６−０包囲（surrounding）縫合糸１０１．３を用いて、交連取付領域１１ｂおよび／または保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの周りを包むジグザグ・クロッシング・ステッチで（小穴を通さずに）、ステントに縫合され内面を補強する。

内側補強部材１０７．７に関して、その材料は、２００μｍのブタの心膜片であると好ましく、約３．５ｍｍの幅であり切断され三層に重ねられるか丸められる。組織片の長さは、交連取付領域１１ｂまたは保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのみを補強するか否かによって決まる。交連取付領域１１ｂのみを補強する場合、約５ｍｍの三枚の短片が必要である。短片は、８−０ランニングステッチの密着縫合糸１０１．４によって、重ねられるか丸められた形状で保持される。内側補強部材１０７．７は、人工心臓弁１００の閉鎖中に、弁尖１０２の間に大き過ぎる空洞１０９が生じないような最小の大きさとなるように、構成されてもよい。内側補強部材１０７．７は、人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の内面およびステント１０に小穴１２ａを通して固定される。この目的のために、外面にロッキング・ステッチを持つ４−０縫合糸１０１．１を使用すると好ましい。これらの縫合糸１０１．１は、アセンブリにおいて最も重要であり、緩みのないように非常にしっかりと固定される必要がある。単一の４−０縫合糸１０１．１の代わりに、冗長性および同様の全体強度のために、二本の６−０縫合糸を使用することが考えられる。さらに、４−０縫合糸１０１．１が外側補強部材１０７．６を適所に保持する。

人工心臓弁１００の弁尖１０２を開閉するとき、外側補強部材１０７．６は、開く間に弁尖１０２に影響を与える衝撃を吸収するバンパーとして機能する。内側補強部材１０７．７は、縫合糸１０１．１により誘発される圧縮力を分散し、人工心臓弁１００の移行領域１０４における応力集中を回避する。

以下では、人工心臓弁の支持および固定が可能である心臓弁ステントのさらなる例示的な実施形態を説明する図７ａ、７ｂを参照する。詳細には、図７ａは、心臓弁狭窄または心臓弁不全を治療する経カテーテル搬送体内プロテーゼ１の第１側面斜視図である。体内プロテーゼ１は、人工心臓弁を保持するステントの第１の例示的な実施形態（図５ａ〜５ｅ）に係る心臓弁ステント１０を備える。図７ｂは、図７ａに示す体内プロテーゼ１の第２側面斜視図である。

図６ａ、６ｂに示す例示的な実施形態とは対照的に、図７ａ、７ｂに示す体内プロテーゼ１は、第２の弁実施形態に係る人工心臓弁１００を示している。すなわち、図７ａ、７ｂのステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００は、隣接エッジ１１２に沿って縫い付けられた三つの個別片１２０からなる。これらの三つの個別片１２０は、単一の心膜サック（異種移植片または同種移植片）から切り出されてもよいし、複数の心膜サックから切り出されてもよい。

図７ａ、７ｂに示す例示的な実施形態に係る体内プロテーゼ１は、図５ａ〜５ｅに示す第１のステント実施形態に係るステント１０を備えている。このステント１０は、患者の生体心臓弁の複数の嚢内に配置され、複数の生体心臓弁尖の第１側面に配置されるように構成された複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃと、第１側面とは反対側の複数の生体心臓弁尖の第２側面に配置されるように構成された複数の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃとを備える。さらに、複数の弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられる。各弁尖保護アーチは、複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのうち一つの二本のアーム１５ａ’、１５ａ”、１５ｂ’、１５ｂ”、１５ｃ’、１５ｃ”の間の空間を占める。加えて、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には、各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”を複数のアーム区画に分割するために複数の曲げエッジ３３が設けられることが好ましい。ステント１０の構造は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が、少なくともステント１０の拡張状態で曲線形状を有するようにプログラムされる。特に、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状は、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の弁尖１０２の形状をアームがなぞるように画成される。

図７ａ、７ｂに示す実施形態に係るステント１０の構造では、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの間に一つの弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられる。したがって、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃに対して一つの弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが割り当てられる。

弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃはそれぞれ、ステント１０の下端２で閉じた略Ｕ字形または略Ｖ字形の構造を有する。より詳細には、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃはそれぞれ、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの形状とほぼ同様の形状を有しており、各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、対応する位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのアームの内部に配置される。さらに、各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃと同じ方向に延び出している。

弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、ステント１０が拡張状態にあるとき、ステント１０の円周外側で径方向に延びるようにプログラムされるとが好ましい。こうすると、ステント１０が拡張し移植された状態のとき、生体（病変）心臓弁の弁尖に加わる接触力を増加することができる。これにより、ステント１０が原位置に固定される保障が高くなる。

ステント１０が拡張し移植された状態で、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃが生体弁尖の外側に配置されたときに、病変した弁尖、すなわち生体心臓弁の弁尖を、ステント１０に取り付けられた人工心臓弁１００の弁尖１０２に影響しないように積極的に保持する。加えて、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、移動に抗する追加の係留および固定を提供してもよい。

ステント１０の代替的な実施形態を図８ａ〜８ｄに示す（以下「第２ステント実施形態」と称する）。図８ａ〜８ｄに示す実施形態に係るステント１０は、図５ａ〜５ｅに関して説明したステントと同一の特徴を本質的に備えている。より詳細には、ステント１０は、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの他、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと環状カラー４０とを備えている。

図５ａ〜５ｅに示したステント１０の第１実施形態とは対照的に、第２ステント実施形態のステント１０は、人工心臓弁１００の組織部分を固定するために設けられる複数の追加締結穴１２ａまたは小穴を有する複数の下部弁尖取付領域１１ｃが設けられていない保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃを備える。代わりに、第２ステント実施形態のステントには、複数の曲げエッジ３３によりそのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が分割されている保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃが設けられている。曲げエッジ３３は、二つの隣接するアーム区画の屈曲点を画成するだけでなく、ステント１０に人工心臓弁１００を固定するために使用可能な締結用切欠としても使用される。締結用切欠を縫合糸、スレッドまたはワイヤの太さに適合させることも当然考えられる。詳細には、縫合糸、スレッドまたはワイヤに与える損傷を最小にするために追加ノッチが丸められていてもよい。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに沿って締結用切欠を提供する曲げエッジ３３の数を増やすことで、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃがそれぞれのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の全長に沿ってより連続的に屈曲することが可能になり、人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４への保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの取付が簡単になる。

より詳細には、図８ａは、第２実施形態に係るステント１０の非拡張状態の平面展開図である。この平面展開図は、第２実施形態に従ったステント１０の製造で使用可能である切断パターンの二次元投影図に対応する。これにより、チューブの一部、特に金属管から一体的なステント１０を切り出すことが可能になる。

図８ｂは、第２ステント実施形態に係る心臓弁ステント１０の拡張状態の第１側面斜視図である。図８ｃは、第２ステント実施形態に係る心臓弁ステント１０の同じく拡張状態の第２側面斜視図である。

図８ｄは、ステントの第２実施形態に係る心臓弁ステント１０の平面展開図である。図８ａの平面展開図とは異なり、図８ｄの平面展開図は、心臓弁ステント１０の拡張状態を示している。

このため、第２ステント実施形態に係るステント１０は、複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃと、複数の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃとを備える。複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃはそれぞれ、患者の生体心臓弁の複数の嚢内に配置され、複数の生体心臓弁尖の第１側に配置されるように構成される。他方、複数の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃはそれぞれ、第１側とは反対の複数の生体心臓弁尖の第２側に配置されるように構成される。

さらに、複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのうち一つの二本のアーム１５ａ’、１５ａ”、１５ｂ’、１５ｂ”、１５ｃ’、１５ｃ”の間にそれぞれ配置された、複数の弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられている。加えて、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には複数の曲げエッジ３３が好ましくは設けられ、各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”を複数のアーム区画に分割している。保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が少なくともステント１０の拡張時に曲線形状を有するように、ステント１０の構造がプログラムされる。特に、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状は、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の形状をアームがたどるように画成される。

詳細には、図８ａの平面展開図に示されるように、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には、複数の曲げエッジ３３が設けられている。これらの曲げエッジ３３は、各保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の全長に沿って一様に分布しており、これによって各アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”を複数のアーム区画に分割する。対応する保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”のアーム区画は相互に接続しており、これによってステント１０の非拡張時に本質的に直線をなす保持アーチアームを構成する。この点において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の非曲線構造を示す、図８ａの平面展開図を参照する。

ステント１０の製造時、ステント構造および特に保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの構造は、保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”がステント１０の拡張時に曲線形状を有するようにプログラムされる。保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状は、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の弁尖の形状をアームがたどるように画成される（図８ｄ参照）。

したがって、その上に人工心臓弁１００が縫い付けられるかまたは縫い付け可能である保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、ステント１０の拡張時に自身の形状を変化させる。この場合、ステント１０の拡張状態では保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは曲がっているが、ステント１０が折り畳まれているときは相対的に直線である。このため、拡張状態において、ステント１０の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは、人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の形状に合うように構成される。詳細には、拡張状態において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは、生体の大動脈弁または肺動脈弁の形状と同様に、本質的にＵ字形に前進するように構成される。これは、弁尖１０２の開閉運動中の組織の応力を低減するためである。

例えば図８ｄから分かるように、保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の本質的にＵ字形の湾曲は、アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の分割によって達成される。詳細には、複数の曲げエッジ３３を設けることによってアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が分割される。ステント１０の拡張状態では、二つの隣合うアーム区画が互いに対して角度を持つ。これら二つの隣合うアーム区画の屈曲点は、隣合うアーム区画の間に設けられた曲げエッジ３３によって画成される。したがって、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられる曲げエッジ３３の数が多くなるほど、ステント１０の拡張状態で異なる方向に延出可能であるアーム区画の数が多くなる。この点において、保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状を、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の弁尖１０２の形状に適合させることができる。

第２ステント実施形態の設計によると、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”には、例えばステントの第１実施形態（図５ａ〜５ｅ）にあるような締結穴１２ａが設けられていない。代わりに、第２ステント実施形態では、保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられた曲げエッジ３３が、二本の隣合うアーム区画の屈曲点を画成するのみならず、人工心臓弁１００をステント１０に固定するために使用可能な締結用切欠としても使用される。

例えば図５ａの平面展開図（第１ステント実施形態）との比較から、第２ステント実施形態に係るステント設計の保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”は、締結穴１２ａを有する下部弁尖取付領域が設けられた第１ステント実施形態の保持アーチアームと比較すると、少なくとも部分的に非常に薄いことが分かる。保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の幅を小さくすることによって、アームの柔軟性が向上し、各保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状を、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の形状により正確に適合させることが可能になる。

さらに、心臓弁プロテーゼをステント１０に固定する締結用切欠として保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられた曲げエッジ３３を使用することによって、締結穴１２ａの数と比較してより多数の取付点を作成することができる。この点において、単一の取付点における高い応力集中を効果的に回避することができる。さらに、締結用切欠は空間を提供し、弁１００のカテーテル内への折り畳み中に縫合糸１０１を保護することができる。したがって、人工心臓弁１００の折り畳みおよび配置中に、人工心臓弁１００を保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃに取り付けるために使用する縫合糸１０１に、ステント１０の隣接部材が影響を与えたり損傷したりすることがない。

加えて、ステントの第２ステント実施形態では、ステント１０の保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に人工心臓弁を固定するために使用される取付点（曲げエッジ３３）が、各保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に沿ってより一様に分布している。これによって、人工心臓弁がステントにより一様に固定される。したがって、ステントに対して人工心臓弁が軸方向にずれるリスクをさらに低下することができる。各保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられた個々の曲げエッジ３３は、ステント１０の対応する保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に人工心臓弁の組織部分を固定または縫い付けるのに用いられるスレッドまたは細いワイヤを案内する役割をする。詳細には、保持アーチアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に人工心臓弁の組織部分を締結するための上記手段（スレッドまたは細いワイヤ）が、締結用切欠として機能する曲げエッジ３３によって案内されるので、ステント１０に対する人工心臓弁の長手方向のずれが実質的に最小化される。これにより、ステント１０に対する人工心臓弁の正確な位置決めも可能になる。

加えて、第２ステント実施形態に係るステント１０は、二つの隣合う保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの間を埋める少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃをさらに備えてもよい。少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃは、その第１端部で第１保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと接続される第１アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’と、その第１端部で第２保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃと接続される第２アーム１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”とを備える。少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”はそれぞれ、ステント本体の下端部に配置される環状カラー４０に接続された第２端部を有している。上述のステント設計（第１ステント実施形態）と同様に、この少なくとも一つのカラー４０は、図８ａに示す切断パターンを使用することで、チューブの一部からステントを切り出すための追加の固定手段として機能する。

詳細には、少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”は、二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間に設けられる支柱（strut）またはウェブ構造の一部であり、ステント１０に固定される人工心臓弁１００を支持する（例えば、図１１ａおよび１１ｂを参照）。例えば図８ｄから分かるように、支柱またはウェブ構造は、強化構造を形成するように相互に接続される複数の支柱または支柱状部材によって構成されてもよい。強化構造の各支柱または支柱状部材は、二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の領域の強度または耐変形性を向上するための補強部材として機能する。これによって、強化構造はステント１０を機械的に強化する。さらに、二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の強化構造の補強部材は、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００のスカート部１０３の追加支持部を提供する。実際には、縫合糸、スレッドまたは細いワイヤを用いて、人工心臓弁１００のスカート部１０３を補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃに直接取り付けることも考えられる。これについては、図１１ａ、１１ｂを参照してより詳細に後述する。

本明細書で使用される「強度」または「耐変形性」という用語は、補強部材に関連する複数の様々な特性のうち任意のものを意味するように使用されることがある。例えば、補強部材を作成する材料の特性、例えば降伏強度、弾性係数、剛性係数、または伸び率を指すのに上記用語を使用してもよい。同様に、補強部材の硬度を指すのに上記用語を使用してもよい。硬度は、材料の硬度測定に使用される装置に関連して、材料の「デュロメータ」として特徴づけられてもよい。補強部材の厚さなどの、補強部材の幾何的な特徴を意味するのに上記用語を使用してもよい。「強度」または「耐変形性」という用語は、上記の特性の任意の組み合わせ、並びに追加の特性および／または特徴を指すのに使用されてもよい。

二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の領域の強度または耐変形性を、様々な方法で高めることができる。図８ｄから分かるように、例えば、少なくとも一つの補強部材、好ましくは互いに接続された複数の補強部材（例えば支柱または支柱状部材）で形成された強化構造を設けることによって、二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の領域の強度または耐変形性を高めることができる。

二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の領域の強度または耐変形性を高めるために、補強ウェブを設けることも考えられる。この補強ウェブは、互いに接続されることによって菱形パターンを形成する複数の補強部材（例えば支柱または支柱状部材）で構成されてもよい。

補強部材の厚さを増加することによって、またはステント１０の設計から応力集中を高めるものを排除することによって、または補強部材の形状の他の特徴を変更することによって、二つの隣合う補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃの第１および第２アーム１８ａ’、１８ｂ’、１８ｃ’、１８ａ”、１８ｂ”、１８ｃ”の間の領域の強度または耐変形性を高めることができる。ステント１０および／または補強部材の機械的特性を変更することによっても、強度を高めることができる。例えば、それぞれ異なるレベルの硬度を有する多数の様々な材料、好ましくは形状記憶材料で補強部材を作成することができる。この点において、ステント１０および／または補強部材の機械的特性をステントの各用途での特定のニーズに適合させるように、ステントおよび補強部材の形成に使用する材料の化学量論的組成を変更することも想定される。また、ステントおよび補強部材を形成するのに、例えばニチノールおよび形状記憶ポリマーなどの異なる材料を使用することも想定される。このように、ステントの各用途の特定のニーズに合わせて補強部材の選択を調整することができる。例えば、大きな外力が予想される領域では、高硬度を有する補強部材が好ましい場合がある。形状を変えた材料特性を組み合わせることによって強度を高めてもよい。

図８ｄから分かるように、第２ステント実施形態に係るステント１０には、二つの隣合う（隣接する）保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の間の領域に複数の支柱によって形成された複数の格子セル７０で構成される補強構造が設けられており、これによって、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の追加支持部を提供している。

加えて、二つの隣合う保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの隣接アーム間の領域に複数の支柱によって形成された格子セル７０のこの構造は、一様なステント構造を提供することができる。これは、人工心臓弁が取り付けられたステント１０が移植された段階での血液漏出を最小化することができる。

格子セル７０の構造を形成する各支柱の上端部は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの各アームに接続される。好ましくは、該支柱の上端部と保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアームとの間の接続を強化するために、支柱の上端部の直径が拡大されている。

ステント本体の上端部に設けられる上述した環状カラー４０は、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃを介してステント本体に接続される一方、少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃのアーム１８ａ’、１８ａ”、１８ｂ’、１８ｂ”、１８ｃ’、１８ｃ”の第２端部を介してステント本体に接続される。少なくとも一つの補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃのこれらのアーム１８ａ’、１８ａ”、１８ｂ’、１８ｂ”、１８ｃ’、１８ｃ”は、格子セル７０の構造の一部である。特に、第２実施形態に係るステント１０には、単一列のセルのみを有することで全長が短縮された環状カラー４０が設けられている。

図８ａの平面展開図から分かるように、ステント本体の下端部にある環状カラー４０は、ステント１０の非拡張時にステント１０の長手軸と平行に走り、横方向ウェブ４２により相互接続される複数の支持ウェブ４１を有する。しかしながら、図８ｃの二次元展開図から分かるように、ステント１０の拡張時には、支持ウェブ４１と横方向ウェブ４２とが菱形状、または蛇紋状（serpentine）の環状カラー４０を形成し、ステント１０が移植された状態で血管壁と接触する。

移植され拡張された体内プロテーゼ１の位置固定をさらに改善し順行性移動を防止するために、第２ステント実施形態に係るステント１０には、下端部２に放射形状のフレア（広がり）区画またはテーパー区画が設けられる。詳細には、図８ｂおよび８ｃに示すように、ステント１０の拡張した状態で、環状カラー４０の下端部がステント１０のフレア区画またはテーパー区画を構成する。上述したように、本開示に係る人工心臓弁１００は、上述のステント形状に適合するようなフレア状またはテーパー状の下端部を備えてもよい。

図８ｂおよび８ｃに示すステント１０は、その下端部２に、放射形状のフレア区画またはテーパー区画を有する。しかしながら、このフレア区画またはテーパー区画をステント１０の周囲に均一に配置しないことも考えられる。例えば、ステント１０は、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの場所の近くにのみフレアを有してもよいし、継ぎ目領域、すなわち二つの隣合う位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの二本のアーム１５ａ’、１５ａ”、１５ｂ’、１５ｂ”、１５ｃ’、１５ｃ”の間の領域の近傍にはフレアを設けなくてもよい。

図８ｂおよび８ｃに示すように、第２ステント実施形態に係るステント１０は、下端部２の連続設計を有する。この連続設計のために、ステント１０が移植され拡張された状態では、ステント１０が内部に展開された血管壁に、ステント１０の下端部２を介して一様な径方向の力が与えられる。

人工心臓弁が取り付けられた、移植され拡張した状態のステントが、心臓弁輪のはるか下方で広がることができない場合、ステント１０と人工心臓弁１００とからなる移植された体内プロテーゼが神経束と接触し心ブロックを起こすリスクがある。神経束は、心臓弁輪の下方約６〜１０ｍｍの場所で進入することがある。

ステント１０の下端部２が房室結節と接触することを避けるために、第２ステント実施形態に係るステント１０には、単一列のセルのみを有することでその全長が短縮された環状カラー４０が設けられている。この点において、ステント１０の全高を短縮して患者の体内に移植される体内プロテーゼ１の全高が短縮される。

さらに、所望の（拡張された）ステント構造の形状が固定されるプログラミング過程において、第２ステント実施形態のステント１０が拡張された状態のときに、環状カラー４０の上部のみがステント１０の外周の外側で半径方向に延び、環状カラー４０の下端部は、ステント１０の外周の内側で半径方向に環状カラー４０の上部に対して屈曲するように、環状カラー４０の支持ウェブ４１がプログラムされてもよい。環状カラー４０の下端部は、例えば、ステント１０の長手方向Ｌと略平行に延びるように屈曲してもよい。こうして、ステント１０が内部に展開された血管の壁に対して、環状カラー４０の上部によって与えられる接触力（径方向の力）が増加する一方、環状カラー４０の下端部が房室結節と接触するリスクが軽減される。

第２ステント実施形態に係るステント１０が、環状カラー４０の下端部周囲に一様に分配された複数の切欠１２ｅを備えていることに注意することが大切である。これらの切欠１２ｅを使用して、ステント１０に人工心臓弁（図８ｂおよび８ｃには示されていない）固定することができ、ステント１０に対して人工心臓弁１００が軸方向に移動するリスクが軽減される。複数の切欠１２ｅを追加固定手段として使用するため、環状カラー４０の全支持ウェブ４１の下端部を利用して、人工心臓弁をステント１０にさらに締結することができる。これは、図８ａの平面展開図に直接表れている。

例えば図５ａの平面展開図（第１ステント実施形態）との比較から、環状カラー４０のあらゆる支持ウェブ４１の下端部に小穴１２ｆを設けるためには、各切欠１２ｅを形成するのに必要な材料の量よりも多くの材料が各小穴１２ｆについて必要であることが分かる。ステント１０の全ての構造部分、特に位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、およびその下端部に追加締結手段が画成された環状カラー４０を備えるステント１０が、チューブの一部、特に金属管から切り出した一体構造を有することも考えられるので、元のチューブ部からステント１０の設計を形成するための精巧な切断パターンが重要である。特に、全ての構造的なステント部分を有するステント１０の構造を、元のチューブ部の限られた側面積から切り出さなければならないことを考慮に入れる必要がある。

したがって、小穴１２ｆの代わりに、環状カラー４０の下端部に追加締結手段として切欠１２ｅを設けることによって、小穴１２ｆの数よりも多数の切欠１２ｅを作成することができる。詳細には、第２ステント実施形態によると、環状カラー４０の全ての支持ウェブ４１の下端部に、追加締結手段として機能する対応する切欠１２ｅが設けられる。対照的に、ステントの第１実施形態（図５ａ〜５ｅ）では、環状カラー４０の全ての支持ウェブ４１の下端部のみに、追加締結手段として機能する対応する小穴１２ｆを設けることができる。

この点において、第２ステント実施形態に係るステント設計は、環状カラー４０の全ての支持ウェブ４１の下端部に追加締結手段が設けられる点で、第１ステント設計とは異なる。これは、ステント１０の第２ステント実施形態では、追加締結手段として切欠１２ｅが使用されているという事実による。

したがって、第２ステント実施形態では、ステント１０に人工心臓弁を固定するために使用される追加締結手段が、環状カラー４０の下端部周囲により一様に分布している。これによって、人工心臓弁がステントにより一様に固定される。したがって、ステントに対して人工心臓弁が軸方向にずれるリスクをさらに低下することができる。環状カラー４０の下端部に設けられた個々の切欠１２ｅは、ステント１０の環状カラー４０の下端部に人工心臓弁１００の組織部分を固定または縫い付けるのに用いられるスレッドまたは細いワイヤを案内する役割をする。詳細には、環状カラー４０の下端部に人工心臓弁の組織部分を締結するための上記手段（スレッドまたは細いワイヤ）が切欠１２ｅによって案内されるので、ステント１０に対する人工心臓弁の軸方向変位が実質的に最小化される。これにより、ステント１０に対する人工心臓弁の位置決めも可能になる。この目的のために、図１から分かるように、人工心臓弁１００が下端部に本質的にジグザグ形のパターンを備えていてもよい。

さらに、ステント１０の環状カラー４０の下端部に人工心臓弁の組織部分をしっかりと規定のかたちで固定するために対応する切欠１２ｅを用いることによって、人工心臓弁が固定されたステント１０、すなわち体内プロテーゼ１を圧縮して、体内プロテーゼ１の移植に使用されるカテーテルシステム内への挿入の準備ができた折り畳み状態にするときに、組織部分をステント１０に締結するのに使用される手段（スレッドまたは細いワイヤ）が押しつぶされて品質が低下することを効果的に防止する。この点において、人工心臓弁１００の組織部分をステント１０に締結するために使用されるスレッドまたは細いワイヤが構造的に劣化するリスクが軽減される。

切欠１２ｅの断面形状は、人工心臓弁１００の組織部分を締結するために使用されるスレッドまたは細いワイヤの断面形状に適合されてもよい。これにより、人工心臓弁１００の組織部分を、予め定義された正確な位置でステント１０に固定することが可能になる。締結穴１２は、人工心臓弁１００をステント１０に締結するために使用されるスレッドまたは細いワイヤの太さおよび／または断面形状に適合されているので、体内プロテーゼ１が移植されるとき、心臓の蠕動運動に起因するステント１０と人工心臓弁１００の組織部分との間の相対移動を効果的に防ぐことができる。体内プロテーゼ１が完全に拡張して移植された状態にあるとき、人工心臓弁１００の組織部分は、人工心臓弁の固定に使用されるスレッドまたは細いワイヤの摩擦で引き起こされる摩耗が最小化されるような、最小限の遊びでステント１０に締結される。例えば図８ａに示すように、切欠１２ｅは半円形の断面形状を有している。

特に図８ｂ〜８ｄから分かるように、本発明の第２ステント実施形態に係るステント１０は、少なくとも一つの放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃを備える。放射アーチは、心臓の移植部位でステント１０の特にしっかりとした固定を可能にし、複数の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの少なくとも一つの実質的に円周方向で位置合わせされている。放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃに加えて、ステント１０には、それぞれ二つの弁尖保護アームを備える全部で三つの弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられている。図８ａの平面展開図から分かるように、第２ステント実施形態に係るステント構造では、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの間に弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられる。したがって、第２ステント実施形態に係るステントでは、一つの弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃに割り当てられている。

図８ａに示す平面展開図を参照すると、第２ステント実施形態に係るステント１０の放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃからステント１０の上端３に向けて延びる。図８ａに最も明瞭に示されているように、ステント１０は三つの放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃを有し、各アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃの二本のアームの間に位置している。各放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃとはおおよそ逆の形状を有しており、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのそれぞれ一つと反対の方向に延出する。

他方、各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、ステントの下端２で閉鎖する実質的にＵ字形またはＶ字形の構造を有する。各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、対応する弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが間に配置される位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの形状とほぼ同様の形状を有している。さらに、各弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃと同じ方向に延出する。

第２ステント実施形態のステント設計では、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃの各アームは、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃのアーム全長の略中点で、反対側の放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃのアームと融合する。第２ステント実施形態のステント設計によると、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃはステントの長手方向Ｌに突出し、ステント１０の拡張中に位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃが展開可能であり弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが展開中に干渉しないような短縮された全長を有する。

ステント１０に配置された位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃと保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは、ステントの下端部の方向に、すなわちステントの下端２に向けて、凸状でアーチ形に曲がっていてもよい。このような丸みのある形態は、動脈の損傷を軽減するとともに、自己拡大中の展開を容易にすることができる。このような設計によって、近隣の組織または血管壁を相応に傷つけることなく、生体心臓弁の嚢内への位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの挿入を容易にすることができる。

図８ａに係る平面展開図には明示されていないが、所望の（拡張した）ステント構造の形状が固定されるプログラミング過程中、第２ステント実施形態に係るステント１０が拡張した状態にあるとき、ステント１０の外周外側に径方向に延出するように弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃがプログラムされていることが好ましい。こうすると、第２ステント実施形態のステントが拡張され移植された状態のとき、生体（病変した）心臓弁の弁尖に対する接触力を増大することができる。これによって、ステント１０が原位置に固定される保障が高くなる。

ステントが拡張され移植された状態のとき、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃが生体弁尖の外側に置かれる場合に、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、病変した弁尖Ｈ、すなわち生体心臓弁の弁尖が、ステント１０に固定された人工心臓弁１００の弁尖組織に影響を与えないようにする。加えて、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃは、移動に対抗する追加の固定および保持を提供してもよい。この特徴は、病変した弁尖を邪魔にならないように押し出す位置決めアーチが設けられていない従来のステント設計で知られるケージと比較して特有のものである。

図８ａに示す展開図から分かるように、第２ステント実施形態のステント設計によると、各放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃの二つのアーム３２’、３２”は、丸い接続部またはヘッド部によってステント１０の上端３で互いに接続される。このヘッド部は丸いだけでなく、ステント１０が拡張され移植された状態のとき、血管の内壁に対して可能な限り大きな接触面積で接触するように先端が広がっている。各放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃのヘッド部は、移植前および移植中にステント１０をカテーテル内に保持し、および／または移植後にステントを取り戻すことのできる追加手段としても機能する。

所望の（拡張された）ステント構造の形状が固定されるプログラミング過程において、ステント１０が拡張された状態のときにステント１０の外周外側に径方向に放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃが延出するように、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃがプログラムされる。こうすると、ステント１０の上端領域によって血管壁に与えられる接触力を増大することができる。したがって、ステント１０が原位置に固定される保障が高くなり、ステントが移動する可能性が低下する。したがって、拡張状態では、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのクランプ効果に加えて、並びに弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃにより得られる追加の固定に加えて、全てがステント１０の外周から径方向外方に突出する保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃ、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、および環状カラー４０によって及ぼされる半径方向の力によって、第２ステント実施形態のステント１０が移植の適切な位置に固定される。

カテーテル保持手段２３または締結小穴２４を有する締結手段が位置する平面を越えて、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃがステント１０の長手方向Ｌに突出しないことが、図８ａの平面展開図から分かる。これは、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃのヘッド部と干渉することなく、カテーテル保持手段２３が適切な移植カテーテル内の対応手段と協働できることを保証している。実際、上述したように、ステント１０の外植を遂行するための追加のカテーテル保持手段または追加手段として、ヘッド部自体を使用することができる。

原理上、径方向の接触力をさらに増大するために、ステント１０が三つより多い数の放射アーチ３２を備えてもよい。例えば、移植部位においてステント１０をさらに良好に固定するために、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃの一部または全てに鉤状（barb）要素を設けることも可能である。

さらに、ステント１０が展開される血管壁にステント１０の上部領域３を固定することに関して、ステント１０が、例えば小穴２４に配置される、鉤の先端がステント１０の下端部２の方向を向いた鉤状部材を備えることも考えられる。

加えて、ステント１０の外側表面の全てまたは大半を覆うために、ステント１０の外側の少なくとも一部の上に、ステントの下端部近傍の位置からステントの上端部近傍の位置に広がる、典型的に繊維、高分子また心膜のシート、薄膜等である、ライナーまたはさや（sheath）を設けてもよい。ライナーは、ステント１０の少なくとも一端に取り付けられるとともに、両端の間の複数位置に取り付けられて外部被覆を形成してもよい。このような外部被覆は、ステント１０と内腔壁の間の血流の漏れを阻止するための血管内腔の内壁に対する周縁シールを提供し、これによって血流が体内プロテーゼ１をバイパスすることを防止する。

例えば、ライナーは、円周方向に間隔を空けた複数の軸線に沿ってステント１０に縫い付けられるか他の方法で固定されてもよい。このような取付は、ステント１０が半径方向に圧縮されたときに、複数の軸方向の折り目に沿ってライナーを折り畳むことを可能にする。ライナーは、フレームが広がるとき管状フレームの内腔壁に開いて一致することが可能である。代替的に、ライナーは、ステント１０に熱溶接されるか超音波溶接されてもよい。ライナーは、好ましくは軸線に沿って、複数の個々のアーチ（位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃ、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、補助アーチ１８ａ、１８ｂ、１８ｃ、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃ）に固定されてもよい。加えて、ライナーは、ステント１０の下端部２に設けられた環状カラー４０に固定されてもよい。

ステント１０の外表面の少なくとも一部をライナーまたはさやでカバーすることによって、露出したステント部材から生じる体内プロテーゼ１の血栓形成が大きく低減されるかまたは排除される。このような血栓形成の低減は、人工心臓弁１００の展開および人工心臓弁１００の適切な位置への固定に使用されるステント構造を有する利点を維持しつつ達成される。

上述したように、挿入を容易にするために、弛緩した大きな直径の構成から小さな直径の構成にステント１０を圧縮することができる。当然ながら、半径方向に圧縮された構成および拡張され弛緩した構成の両方で、外側ライナーはステント１０に取り付いた状態を維持する必要がある。

ライナーは、通常は織物、不織繊維、ポリマーシート、薄膜等の形態である、ポリエステル、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリウレタン等の心膜材料または従来の生体移植材料で構成される。好適な繊維ライナー材料は、ダクロン（登録商標）糸（デュポン、ウィルミントン、デラウェア）などの平織りのポリエステルである。

本発明に係るステント１０の第３実施形態を、図９を参照して以下で説明する。図９は、心臓弁ステント１０が拡張した状態の、この実施形態の平面展開図である。

ステント１０の第３実施形態は、第２ステント実施形態と構造および機能の点で類似する。繰り返しを避けるために、第２ステント実施形態の上記説明を参照する。特に、ステント１０の下端部は、追加締結手段として機能する切欠１２ｅが同様に設けられた環状カラー４０によって構成されている。

加えて、第３実施形態に係るステント１０には、複数の曲げエッジ３３によってアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が分割されている保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃが設けられている。複数の曲げエッジ３３は、二本の隣合うアーム区画の屈曲点を画成するのみならず、人工心臓弁をステント１０に固定するために使用可能な締結用切欠としても使用される。第３実施形態の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃは、体内プロテーゼの組み立て時に、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域１０４に沿って延びるように構成される。

第３実施形態に係るステント１０は、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃからステント１０の上端３に向けて延びる放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃも備える。図９に示すように、ステント１０は三つの放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃを有し、各アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃの二本のアーム１５ａ’、１５ａ”、１５ｂ’、１５ｂ”、１５ｃ’、１５ｃ”の間に位置している。各放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、各位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃとはおおよそ逆の形状を有しており、位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのそれぞれ一つと反対の方向に延出する。

しかしながら、第２ステント実施形態のステント設計とは異なり、第３実施形態のステント設計には弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃが設けられていない。さらに、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃの各アームは、ステント１０の全長の略中点で、反対側の位置決めアーチ１５ａ、１５ｂ、１５ｃのアーム１５ａ’、１５ａ”、１５ｂ’、１５ｂ”、１５ｃ’、１５ｃ”と融合する。

本発明に係るステント１０の第４実施形態を、図１０を参照して以下で説明する。詳細には、図１０は、心臓弁ステント１０が拡張した状態の、第４ステント実施形態の平面展開図である。

図１０を図８ｄと比較すると、ステント１０の第４実施形態は、第２ステント実施形態と構造および機能の点で類似する。繰り返しを避けるために、第２ステント実施形態の上記説明を参照する。

ステント１０の第４実施形態は、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃの各下端部が取り除かれている点で、第２ステント実施形態と異なるに過ぎない。特に、放射アーチ３２ａ、３２ｂ、３２ｃの各アームが融合する点の間の弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃの各下端部が取り除かれている。

本開示に係る体内プロテーゼ１の別の実施形態を図１１ａ〜１１ｃに示す。詳細には、体内プロテーゼ１の第３実施形態は、第２ステント実施形態（図８ａ〜８ｄ）に係るステント１０と、これに取り付けられた第２心臓弁実施形態（図３、４）に係る人工心臓弁１００と、を備える。

より詳細には、図１１ａは、体内プロテーゼ１の第３実施形態の第１側面図である。この第１側面図から、特徴的なＵ字形の保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃが容易に明らかになる。

上述したように、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”のＵ字形状は、アーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”を分割することによって実現される。詳細には、複数の曲げエッジ３３を設けることでアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”が分割される。ステント１０の図示の拡張状態では、二本の隣合うアーム区画が互いに対して角度を持ち、これら二つの隣合うアーム区画の屈曲点が、両方の隣合うアーム区画の間に設けられた曲げエッジ３３によって画成される。したがって、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に設けられる曲げエッジ３３の数が多くなるほど、ステント１０の拡張状態で異なる方向に延出可能であるアーム区画の数が多くなる。この点において、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の形状を、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の移行領域１０４の形状に正確に適合させて、人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の進行に保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃを合わせることができる。

これに加えて、図１１ａは、屈曲可能な移行領域１０４をステント１０に取り付けるために使用される複数の締結用切欠を提供する屈曲エッジを示している。このため、この第３の体内プロテーゼ実施形態では、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”に沿って、追加締結穴１２ａを設ける必要がない。代わりに、保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃの周りに縫合糸１０１が巻かれ、屈曲可能な移行領域１０４に縫い付けられる一方、人工心臓弁の屈曲可能な移行領域１０４と同じ方向に本質的に延びる締結用切欠によって適所に保持される。すなわち、本開示の図６ａ、６ｂに係る実施形態で使用された複数の締結穴１２ａと比較して、締結用切欠がより多数の取付点を提供するので、体内プロテーゼ１の第３実施形態の人工心臓弁１００がステント１０によりしっかりと取り付けられる。この点において、各取付点における高い応力集中を効果的に避けることができる。

図７ａ、７ｂに示す体内プロテーゼ１の第２実施形態を参照して上述した別の特徴は、弁尖保護アーチ５０ａ、５０ｂ、５０ｃを設けることである。繰り返しを避けるために、図７ａ、７ｂに示した第２体内プロテーゼ実施形態の上記説明を参照する。

図１１ｂは、スカート部１０３と上述した複数の格子セル３０との接続を示している。二つの隣合う（隣接する）保持アーチ１６ａ、１６ｂ、１６ｃのアーム１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”の間の領域に複数の支柱によって形成された複数の格子セル７０は、ステント１０に取り付けられる人工心臓弁１００の屈曲可能な移行領域１０４の追加支持部を提供する。図１１ｂに示すように、人工心臓弁１００は、縫合糸１０１、スレッドまたは細いワイヤを用いて格子セル７０に直接縫い付けられてもよい。

図１１ｂから導出できるように、体内プロテーゼ１の第３実施形態に係る人工心臓弁１００は、隣接エッジ１１２に縫い付けられた三つの個別片１２０を備える。図１１ｃは、体内プロテーゼの第３実施形態の上面斜視図である。詳細には、図１１ｃは、隣接エッジ１１２に沿って円筒形状に縫い付けられた三つの個別片１２０の取付を図解している。個別片１２０の隣接エッジ１１２を位置合わせし互いに縫い付けた後、個別片１２０のスリーブ１１１を外側に向け、ステント１０の交連取付領域１１ｂに取り付ける。この特定の取付方法については、図１９ａ〜１９ｃ、２０を参照してより詳細に説明する。

この第３体内プロテーゼ実施形態は、限定を意味するものではないことに注意すべきである。本開示の第１弁実施形態（図１）に係る一体の人工心臓弁を、図８ａ〜８ｄに示すステント１０に取り付けることも当然考えられる。

本明細書の図面では、一般にステント１０の内面に人工心臓弁１００が取り付けられる。支持ステント１０の外面に人工心臓弁１００を取り付けることも当然考えられる。すなわち、スカート部１０３を、病変した生体心臓弁と直接接触させてもよいし、縫合糸を用いてステント１０に取り付けてもよい。ステント１０の外面に人工心臓弁１００を取り付けることで、弁尖１０２からステント１０への荷重伝達が支持され、取付領域１１ｂ、１１ｃの近傍での応力集中が低減される。これは、閉鎖中の弁尖１０２の応力を大きく低減し、その結果、弁尖の耐久性が向上する。また、ステントの外面にスケート部を取り付ける場合、血行動態を改善するように心臓弁を設計することが可能になる。さらに、病変した心臓弁と直接接触する心臓弁材料は、漏れ（すなわち、弁傍漏れ）、組織の増殖、および取付に対する良好な封止界面を提供する。

人工心臓弁１００の第２の代替的な実施形態を、図３、４並びに図１９ａ〜１９ｃ、２０に示す。

より詳細には、図３、４は、本質的にＴシャツ形状を有する人工心臓弁材料のフラットパターンを示す。この具現化によると、図示のＴシャツ形状を有する三枚の個別片１２０で人工心臓弁１００が作成される。三枚の個別片１２０は、縫合により隣接エッジ１１２で互いに接続され、人工心臓弁１００の円筒形または円錐形を形成する。例えば組織厚さおよび特性などの特徴が一致する三枚の個別片１２０を得るために、二以上の心膜サックから三枚の個別片１２０が切り出されてもよい。加えて、屈曲可能な移行領域１０４が図３に暗示されている。すなわち、個別片１２０のそれぞれが、移行領域１０４およびスカート部１０３に加えて、人工心臓弁１００の三つの弁尖１０２のうちの一つとなるように意図されている。図４は、本開示のさらなる例示的な実施形態に係る、縫い合わされ、ステントの交連取付領域１１ｂに取り付けられた三枚の個別片１２０の上面図である。

三枚の個別片１２０のうち二枚を隣接エッジ１１２で接続するステップを、図１９ａ〜１９ｃに示す。

第１ステップでは、図１９ａに示すように、隣接エッジ１１２を組み合わせ、個別片１２０のスリーブ１１１を外側に向ける。

続いて、縫合糸１０１．１を用いて、好ましくはブランケット・ステッチを適用して、スリーブ１１１の正面に補強部材１０７．８を取り付ける。同時に、同一の縫合糸１０１．１を用いて、同じく好ましくはブランケット・ステッチを適用して、隣接エッジ１１２を縫い合わせる。

第３ステップでは、補強されたスリーブ１１１をさらに外側に曲げて、最終的に弁尖１０２の表面に後ろ向きに折り畳まれるようにする。続いて、この後ろ向きに折り畳まれた位置を、補強部材１０７．８の外面にステッチされた横方向縫合糸１０１．２を用いて固定する。

縫い合わされ、ステント１０の交連取付領域１１ｂに取り付けられた三枚の個別片１２０の上面図を、図４に示す。上述のように、三枚の個別片１２０はそれぞれ、人工心臓弁１００の三つの弁尖１０２のうちの一つになる。

本開示の交連取付領域１１ｂへの人工心臓弁１００の取付の詳細斜視図を図２０に示す。後ろ向きに折り畳まれたスリーブ１１１の周りに、補強部材１０７．８が巻かれている。この後ろ向きに折り畳まれた位置が、補強部材１０７．８の両端を接続する横方向縫合糸１０１．２によって保持される。補強部材１０７．８の材料は、三枚の個別片１２０の心臓弁材料よりもはるかに高い縫合保持強度を有することが好ましい。

この理由のために、縫合糸１０１．１を用いてステント１０の交連取付領域１１ｂに人工心臓弁１００を取り付けるために、補強部材１０７．８が使用される。こうすると、ステント１０と人工心臓弁１００の間の縫合１０１．１による応力が、主に補強部材１０７．８の材料へと導かれるので、人工心臓弁１００の高い応力集中が回避される。加えて、この設計意図は、交連領域を挟むことで開放過程中の弁尖の移動を制限して、弁尖１０２がステント１０に衝突するのを防止することである。また、この組み立て方法は、ステントポストから径方向内側に弁の交連部を配置して、弁尖とステントの衝突をさらに制限する。

図２１は、本開示の図３および４に係る人工心臓弁１００の取付の代替的な方法を示す。詳細には、隣接する個別片１２０のスリーブ１１１が内部クッション１０７．２を包囲するように形成される。したがって、交連取付領域１１ｂから離して弁尖１０２が配置され、弁尖１０２とステントの衝突が制限される。さらに、スリーブ１１１と内部クッション１０７．２を貫通する縫合糸１０１．１がさらに隠れており、スリーブ１１１のエッジが内部クッション１０７．２の下方に押し込まれている。したがって、この実施形態では、人工心臓弁の弁尖１０２が縫合糸１０１．１の結び目またはスリーブ１１１のエッジと直接接触しないので、人工心臓弁１００の摩耗が大きく低減される。当然ながら、摩耗を減らすために、補強部材１０７．１−１０７．８を用いて縫合糸１０１と人工心臓弁材料との直接接触を避けることは、上述の実施形態のいずれにとっても通常は有利である。

上記の開示は例示を意図しており包括的なものではない。この説明は、当業者に対して多くの変形例および代替例を提案する。これらの変形例および代替例の全ては、「含む」の用語が「備えるが限定されない」を意味する特許請求の範囲内に含まれるように意図されている。当業者は、本明細書に記載された特定の実施形態の他の等価物も請求項によって包含されるように意図されていることを認めるであろう。

さらに、従属項に提示された特定の特徴は、本発明の範囲内の他の態様と互いに組み合わせることができるので、従属項の特徴の他の任意の取り得る組み合わせを有する他の実施形態を特に指し示すものとして本発明を認識するべきである。例えば、クレームの公開を目的として、裁判管轄内で複数従属項形式が受け入れられる場合、後に続く任意の従属項は、従属項で参照される全ての先行詞を有する全ての従前の請求項に複数従属するように代替的に記載されるものとして解釈されるべきである（例えば、請求項１に直接従属する各請求項は、全ての従前の請求項に従属するものとして代替的に解釈されるべきである）。複数従属項形式が制限される裁判管轄では、以下の従属項はそれぞれ、従属項に記載の特定の請求項以外の先行詞を有する従前の請求項に従属する、単一従属項形式で代替的に記載されるものとして解釈されるべきである。

１ 体内プロテーゼ
２ ステント／体内プロテーゼの下端
３ ステント／体内プロテーゼの上端
１０ 心臓弁ステント／ステント
１１ｂ ステントの交連取付領域
１１ｃ ステントの下部弁尖取付領域
１２ａ、１２ｃ 追加締結穴
１２ｂ 補助締結穴
１５ａ−１５ｃ 位置決めアーチ
１５ａ’−１５ａ” 第１位置決めアーチのアーム
１５ｂ’−１５ｂ” 第２位置決めアーチのアーム
１５ｃ’−１５ｃ” 第３位置決めアーチのアーム
１６ａ−１６ｃ 保持アーチ
１６ａ’−１６ａ” 第１保持アーチのアーム
１６ｂ’−１６ｂ” 第２保持アーチのアーム
１６ｃ’−１６ｃ” 第３保持アーチのアーム
１７ 第１接続ウェブ
１７ｄ 第１接続ウェブの上端
１７ｐ 第１接続ウェブの下端
２０ 位置決めアーチのヘッド部
２１ 基準マーカ
２２ 隣接する位置決めアーチ間の接続部
２３ カテーテル保持手段
２４ 小穴
２５ 第２接続ウェブ
３０ 保持アーチのヘッド部／接続部
３２ａ−３２ｃ 放射アーチ
３３ 保持アーチのアーム内の曲げエッジ
４０ 環状カラー
４１ 支持ウェブ
４２ 横方向ウェブ
５０ａ−５０ｃ 弁尖保護アーチ
７０ 格子セル構造
１００ 人工心臓弁
１０１ スレッド
１０１．１ 縫合糸
１０１．２ 横方向縫合糸
１０１．３ 包囲縫合糸
１０１．４ 密着縫合糸
１０２ 人工心臓弁の弁尖
１０３ スカート部
１０４ 移行領域
１０５ 交連部
１０６ 締結穴
１０７．１−１０７．８ 補強部材
１０８ 丸みのあるエッジ
１０９ 空洞
１１０ スロット
１１１ スリーブ
１１２ 隣接エッジ
１２０ 人工心臓弁の個別片
Ｌ ステントの長手方向

Claims (20)

1. 心臓弁狭窄および／または心臓弁不全症の治療用の体内プロテーゼ（１）であって、
   人工心臓弁（１００）と、該人工心臓弁（１００）に取り付けられるステント（１０）と、を備え、
   前記人工心臓弁（１００）の前記ステント（１０）への取付部に、前記人工心臓弁（１００）の組織材料内の応力集中を低減するための補強部材（１０７．１−１０７．７）が設けられ、
   前記ステント（１０）は、複数の保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）と、前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）に取り付けるように設計された複数の交連取付領域（１１ｂ）と、を備え、
   前記ステント（１０）の拡張状態で、前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）のそれぞれのアーム（１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”）が、ステント（１０）に取り付けられる前記人工心臓弁（１００）の弁尖（１０２）と一致する形状を有し、
   前記ステント（１０）の非拡張時で、前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）のそれぞれのアーム（１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”）が、直線をなし、
   前記ステント（１０）の保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）のそれぞれのアーム（１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”）が複数の曲げエッジ（３３）によって分割され、該複数の曲げエッジ（３３）のそれぞれが、二つの隣接するアーム区画の屈曲点を画成し、
   前記複数の曲げエッジ（３３）が、前記ステント（１０）に前記人工心臓弁（１００）を固定するための締結用切欠として機能し、
   前記ステント（１０）は、患者の生体心臓弁の複数の嚢内に配置されるとともに複数の生体心臓弁尖の一方の側に配置されるように構成された複数の位置決めアーチ（１５ａ、１５ｂ、１５ｃ）を備え、
   複数の前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）は、前記複数の生体心臓弁尖の、前記位置決めアーチ（１５ａ、１５ｂ、１５ｃ）が配置された側と反対の側に配置されるように構成され、
   前記ステント（１０）には、二つの隣合う前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）のそれぞれのアーム（１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”）の間の領域に複数の支柱によって形成された１つの格子セル（７０）で構成される補強構造が設けられ、
   前記複数の支柱はそれぞれ、二つの隣合う前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）のそれぞれのアーム（１６ａ’、１６ａ”、１６ｂ’、１６ｂ”、１６ｃ’、１６ｃ”）に接続されている
   ことを特徴とする体内プロテーゼ（１）。
2. 前記補強部材（１０７．７）の少なくとも一つは、ブタ心膜の折り畳み片からなり、縫合糸（１０１．１）によって前記人工心臓弁（１００）およびステント（１０）に取り付けられる
   ことを特徴とする請求項１に記載の体内プロテーゼ（１）。
3. 前記人工心臓弁（１００）が一体構成として組み立てられ、該一体構成は心膜組織から形成された平坦な組織パターンが円筒形または円錐形に縫い合わされた状態である
   ことを特徴とする請求項１または２に記載の体内プロテーゼ（１）。
4. 前記人工心臓弁（１００）の下端部がテーパー形状またはフレア形状である、
   ことを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
5. 前記人工心臓弁（１００）は、前記屈曲可能な移行領域（１０４）の進行に沿って設けられた複数の締結穴（１０６）を備え、
   前記締結穴（１０６）は該締結穴（１０６）の周りの組織領域を強化するために前記人工心臓弁（１００）の組織材料に導入される
   ことを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
6. 前記人工心臓弁（１００）の組織材料が異種移植片で作成され、前記人工心臓弁（１００）の組織材料の厚さが１６０μｍ〜３００μｍである
   ことを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
7. 自然組織および／または合成材料からなり、心腔を開く第１の開位置と心腔を閉じる第２の閉位置とを有する少なくとも二つの弁尖（１０２）であって、心臓を通る血流に応じて前記第１の開位置と前記第２の閉位置の間を行き来する、弁尖（１０２）と、
   前記人工心臓弁（１００）をステント（１０）に取り付けるための自然組織および／または合成材料からなるスカート部（１０３）と、
   前記弁尖（１０２）と前記スカート部（１０３）の間の接合部を形成する屈曲可能な移行領域（１０４）であって、生体大動脈弁または肺動脈弁の弁尖形状と同様にＵ字形に進み、前記弁尖（１０２）の開閉動作中の組織応力を低減する、屈曲可能な移行領域（１０４）と、
   を備えることを特徴とする請求項１から６のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
8. 前記人工心臓弁（１００）が、心膜組織で作成され平坦な組織パターンになるように形成された三枚の個別片（１２０）を含み、
   前記三枚の個別片（１２０）はそれぞれ、Ｔシャツ形状の平坦な組織パターンを有し、該三枚の個別片（１２０）を接続するスリーブ（１１１）を持ち、三枚の個別片（１２０）が隣接エッジ（１１２）で円筒形に縫い合わされる
   ことを特徴とする請求項７に記載の体内プロテーゼ（１）。
9. 前記屈曲可能な移行領域（１０４）が、該屈曲可能な移行領域（１０４）の下部に高い縫合保持力を与えるように機械的特性の異なる様々な材料のレイヤリングを含む一方、
   前記屈曲可能な移行領域（１０４）の上部は、前記人工心臓弁（１００）の耐久性を高めるために柔軟に設計されることを特徴とする請求項７または８に記載の体内プロテーゼ（１）。
10. 前記弁尖（１０２）と前記スカート部（１０３）が、様々な架橋結合過程を通して異なる安定性を備えることを特徴とする請求項７ないし９のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
11. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）は、少なくとも一つの内部クッション（１０７．１、１０７．２）を含み、該内部クッション（１０７．１、１０７．２）は、前記ステント（１０）の保持アーチ（１６ａ〜１６ｃ）および／または交連取付領域（１１ｂ）とは反対側である前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）の内面に取り付けられ、前記内部クッションが、ポリエステルベロア、ＰＴＦＥ、または心膜組織からなる一層または多層の材料で作成される
    ことを特徴とする請求項７ないし１０のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
12. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）はワイヤレール（１０７．３）を含み、該ワイヤレールは、前記ステント（１０）の保持アーチ（１６ａ〜１６ｃ）とは反対側である前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）の内面に取り付けられる
    ことを特徴とする請求項７ないし１１のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
13. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）は内部取付レール（１０７．４）を含み、該内部取付レールは、前記ステント（１０）の保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）の構造と同一であるとともに、前記ステント（１０）の保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）とは反対側である前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）の内面に取り付けられる
    ことを特徴とする請求項７ないし１２のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
14. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）は外側包装部材（１０７．５）を含み、該外側包装部材は、前記ステント（１０）の交連取付領域（１１ｂ）で、前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）の外面に取り付けられる
    ことを特徴とする請求項７ないし１３のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
15. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）が、前記人工心臓弁（１００）の屈曲可能な移行領域（１０４）の内外面に取り付けられることを特徴とする請求項７ないし１４のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
16. 前記屈曲可能な移行領域（１０４）の外面に取り付けられる前記補強部材（１０７．６）が、前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）および前記交連取付領域（１１ｂ）に沿って延び、それぞれ前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）の表面または前記交連取付領域（１１ｂ）の表面よりも広い表面を有する
    ことを特徴とする請求項１５に記載の体内プロテーゼ（１）。
17. 前記屈曲可能な移行領域（１０４）の外面に取り付けられる前記補強部材（１０７．６）が、巻き付けおよび縫い付けによって前記保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）に取り付けられる
    ことを特徴とする請求項１５または１６に記載の体内プロテーゼ（１）。
18. 前記補強部材（１０７．１−１０７．７）が組織で包まれ、動作中の人工心臓弁組織の摩耗を回避し、および／または、
    前記補強部材（１０７．１−１０７．７）のエッジに丸みを付けて、動作中の弁組織の摩耗を回避する
    ことを特徴とする請求項１ないし１７のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
19. 前記ステント（１０）が、二つの隣接する保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）の間を占める少なくとも一つの補助アーチ（１８ａ、１８ｂ、１８ｃ）をさらに備え、
    前記ステント（１０）の少なくとも一つの補助アーチ（１８ａ、１８ｂ、１８ｃ）が、その第１端部で第１保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）に接続される第１アーム（１８ａ’、１８ａ”、１８ｂ’、１８ｂ”、１８ｃ’、１８ｃ”）と、その第１端部で第２保持アーチ（１６ａ、１６ｂ、１６ｃ）に接続される第２アーム（１８ａ’、１８ａ”、１８ｂ’、１８ｂ”、１８ｃ’、１８ｃ”）と、を備え、
    前記第１および第２アーム（１８ａ’、１８ａ”、１８ｂ’、１８ｂ”、１８ｃ’、１８ｃ”）のそれぞれが、縫合糸を受け入れるように構成された少なくとも一つの締結穴を備える結合部で互いに接続された第２端部を備える
    ことを特徴とする請求項１から１８のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。
20. 前記ステント（１０）の複数の位置決めアーチ（１５ａ、１５ｂ、１５ｃ）がそれぞれ、互いに結合される第１および第２アーム（１５ａ’、１５ａ”；１５ｂ’、１５ｂ”；１５ｃ’、１５ｃ”）を備え、
    前記ステント（１０）が、複数の位置決めアーチ（１５ａ、１５ｂ、１５ｃ）のうちの一つの二本のアーム（１５ａ’、１５ａ”；１５ｂ’、１５ｂ”；１５ｃ’、１５ｃ”）の間の空間をそれぞれ占めるとともに、第１および第２アームを備える複数の弁尖保護アーチ（５０ａ、５０ｂ、５０ｃ）をさらに備え、
    前記複数の弁尖保護アーチ（５０ａ、５０ｂ、５０ｃ）のそれぞれの第１および第２アームが、ヘッド部を画成する接続部で互いに接続され、
    前記複数の弁尖保護アーチ（５０ａ、５０ｂ、５０ｃ）がそれぞれ、対応する弁尖保護アーチ（５０ａ、５０ｂ、５０ｃ）が間に設けられた前記位置決めアーチ（１５ａ、１５ｂ、１５ｃ）と同一方向に延出する
    ことを特徴とする請求項１から１９のいずれかに記載の体内プロテーゼ（１）。

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