TW201722373A - 可植入腔內假體 - Google Patents

Abstract

本發明公開了一種帶有多層構型的可植入腔內假體，所述假體包括至少一個自膨脹編織框架(braided framework)。所述編織框架能夠從輸送時的徑向壓縮狀態膨脹到徑向膨脹狀態的沿軸線延伸。編織框架採用給定直徑Ø21的至多196根線絲構成。所述編織框架無任何可透的覆蓋層並形成了腔內假體的壁。編織框架包括圓筒形狀的管腔，帶有圓形橫截面和恆定直徑。徑向膨脹狀態時，所述腔內假體的壁的厚度T1與線絲的直徑Ø21之比T1/Ø21大於2.0，優選至少2.5，更優選至少3.0，甚至更優選至少3.5，還甚至更優選4.0。在徑向膨脹狀態下，所述腔內假體的表面覆蓋率大於30%和小於70%，優選大於35%和小於50%。

Description

可植入腔內假體

本發明涉及可植入腔內假體。特別是，本發明涉及治療包括分支的動脈瘤的腔內假體。

血管內修復被認為是治療主動脈瘤的一種較新的微創技術。這種技術是經由遠距離血管輸送採用金屬或塑膠支架(血管支架)支撐的可植入管(移植物)。然而，因為其不透性，這種技術不能用於動脈瘤修復，在這種修復中，動脈瘤涉及到重要分支(例如，冠狀動脈、弓上分支、腎和腎上腺中動脈、內臟動脈和髂內動脈)，否則，這會因為分支阻塞而引起嚴重併發症。

本發明的第一個目的是提供一種通過血管內方法來治療涉及分支的動脈瘤的器械。

本發明的再一個目的是在治療動脈瘤的同時確保分支通暢。

本發明的主題由所附獨立請求項確定。優選實施方式則由從屬請求項確定。

本發明的主題是帶有多層構型的可植入腔 內假體，所述假體包括至少一個自膨脹編織框架(braided framework)。所述編織框架能夠從輸送時的徑向壓縮狀態膨脹到徑向膨脹狀態的沿軸線延伸。編織框架採用給定直徑Ø₂₁的至多196根線絲構成。所述編織框架無任何可透的覆蓋層並形成了腔內假體的壁。編織框架包括圓筒形狀的管腔，帶有圓形橫截面和恆定直徑。徑向膨脹狀態時，所述腔內假體的壁的厚度T₁與線絲的直徑Ø₂₁的比率T₁/Ø₂₁大於2.0，優選至少2.5，更優選至少3.0，甚至更優選至少3.5，還甚至更優選4.0。在徑向膨脹狀態下，所述腔內假體的表面覆蓋率大於30%和小於70%，優選大於35%和小於50%。

自膨脹編織框架優選包括至少90根線絲和至多130根線絲；和線絲直徑至少120μm，優選至少200μm和至多220μm。

在另一個優選實施方式中，在徑向膨脹狀態下，自膨脹框架構成了用生物相容材料製成的多層線絲；每層構成一道網格；所述網格形成了帶有所述層的多個線絲的格子框架(lattice)；所述網格相互鎖定，所述線絲集成在至少其中一個鄰近層的網格內。

1‧‧‧腔內假體

11‧‧‧層流

12‧‧‧血栓

20‧‧‧編織框架

21‧‧‧線

22‧‧‧第一層

23‧‧‧第二層

30‧‧‧弓上分支

31‧‧‧冠狀動脈

32‧‧‧主動脈弓

33‧‧‧震盪

34‧‧‧口

35‧‧‧中點

36‧‧‧平滑層流

Ø_exp‧‧‧外徑

Ø₂₁、Ø_nor‧‧‧直徑

T₁、T₂₀‧‧‧厚度

H₃₂‧‧‧高度

W₃₂‧‧‧寬度

下面參照附圖介紹本發明的其它特性和優點，附圖如下：圖1為根據本發明的腔內假體的正面示意圖； 圖1a為圖1所示正面圖的局部放大示意圖；圖2為圖1所示腔內假體的側面圖；圖3為圖1、圖1a和圖2所示腔內假體的剖面圖，所示按平面III-III剖開；圖3a為圖3所示的局部剖面實施方式的放大視圖；圖3b為圖3所示的局部剖面另一種實施方式的放大視圖；圖4為根據本發明的腔內假體的另一部分的放大視圖；圖5和圖6為動脈瘤癒合過程的兩個階段，其中，植入了本發明的腔內假體；圖7和圖8分別為現有技術支架和本發明腔內假體在主動脈分支口處的血流速度的模擬視圖；圖9a和9b分別為現有技術(不帶支架)和本發明腔內假體在主動脈模型上的血流速度的模擬視圖；圖10a和10b分別為圖9a和9b所示模擬的弓上分支口處的放大詳圖；圖11a和11b分別為圖9a和圖9b所示模擬的冠狀動脈口處的放大詳圖；圖12為主動脈的剖面圖，示出了主動脈弓寬度和高度的測量方法；圖13(a-d)示出了囊狀動脈瘤癒合過程的不同階段，涉及分支使用本發明的腔內假體； 圖14(a-d)為梭形動脈瘤癒合過程的不同階段，涉及分支使用本發明的腔內假體。

在本文下面介紹中，所使用的術語“可植入”是指醫療器械能夠置放在身體血管內部某一部位處。可植入醫療器械可以佈置成在醫療介入期間暫時置放在身體血管內部(例如，數秒、數分鐘、數小時)，或永久保持在身體血管內。

術語“腔內”或“經腔”假體系指適合通過手術置放在身體彎曲或直血管內的器械，其中，所述假體從遠距離部位推入並穿過身體血管腔至身體血管內部的靶向部位。在血管手術中，通常，醫療器械在透視導向下採用導管經由線絲導向器被置入“血管內”。導管和線絲導向器可通過傳統置入部位引入脈管系內。

術語“導管”系指為進入靶向部位而插入血管內的管子。在本發明說明書中，“導管”將表示導管本身或帶有附件的導管，即針、線絲、導管鞘和所屬領域技術人員所熟知的其它通用的合適醫療器械。

術語“永久”系指醫療器械置放在血管內並將長時期(例如，數月、數年)和可能伴隨病人一生。

腔內假體1為壓縮形狀，在輸送系統內時，直徑較小並均勻(即“壓縮狀態”)，並會在諸如身體管腔的輸送部位內自然地形成展開形狀，呈徑向膨脹直徑(即“展開狀態”)。在本文中，術語“膨脹形狀”或“膨脹狀態”是指 自回彈物體(例如，編織框架20)不受任何外部壓縮力而允許膨脹時(即，非壓縮狀態)其自膨脹特性所引起的形狀或狀態。除了這些定義外，術語“標稱直徑”是指可植入腔內假體在置放到靶向血管內時的直徑。通常，設計成可永久置入身體管腔內的自膨脹器械的標稱直徑(Ø _nor )比所述器械未受外部壓縮力(Ø _exp )而展開時的外部直徑小10到25%。

根據本發明的可植入腔內假體1包括至少一個能從輸送形式的徑向壓縮狀態膨脹到徑向膨脹狀態的自膨脹編織框架20。可植入腔內假體1採用多層構型，包括至少其中兩個自膨脹編織框架20或包括至少一個自膨脹編織框架20，後者帶有採用編織多根線絲形成的多個互鎖層(互鎖多層構型)。編織框架20包括圓筒形的管腔，帶有圖1，1a和2所示的圓形截面和恆定直徑。

在與壁成正交下觀察帶有多層構型的腔內假體1時，編織框架20的網格構成了帶有多個水平線絲21的格子框架。圖3示出了根據本發明的腔內假體1的橫截面示意圖。圖3a示出了由自膨脹框架20組成的腔內假體1的局部放大詳圖，圖3b示出了由兩個自膨脹框架20組成的腔內假體1的局部示意圖。腔內假體1的壁的厚度T₁與線絲21的直徑Ø₂₁的比率T₁/Ø₂₁應大於2.0。其特徵在於，所述腔內假體1帶有不止一層網格，即多層構型。編織框架20優選採用厚度T₂₀的多層編織物製成。術語“互鎖多層”是指包括了多層的框架，其層片在編織時並不是很明顯，例如， 第一層22的層片的給定數量的線絲與第二層23和/或其它層的層片相互鎖定，如圖4所示。例如，所述互鎖多層可採用EP1248372專利所介紹的編織機來製成。

與傳統支架的壁厚相比，由於多層腔內假體1的厚度壁T1，腔內假體1展現了三維(3D)孔隙度。該壁越厚(指給定線絲直徑Ø₂₁)，三維孔隙度效應越大。

腔內假體1的3D孔隙度所提供的其中一個技術效應是，本發明的腔內假體1可以使進入動脈瘤囊的血液流由於其多層構型而將在動脈瘤囊內不期望的損傷紊流，轉換為光滑的層流11(如圖5所示)，而不像傳統支架植入技術所採用的那樣，機械/物理地從動脈瘤中排出血液流。通過形成保護性機化血栓12，稱之為站層(layers of Zhan)(見圖6)，而排除動脈瘤，同時使分支和小分支保持暢通。由於腔內假體1的可透性多層結構，從而不再需要附加修復，諸如為保持血液流動而採用的開放式去分支旁路手術和定制的開窗/分支支架構型。

在徑向膨脹狀態下，腔內假體1的表面覆蓋率(SCR)在30%和70%之間，優選大於35%和小於50%，更優選小於45%。腔內假體的SCR按下式定義：SCR=S_w/S_t

式中，“S_w”是用構成腔內假體1的線絲21所覆蓋的實際表面，而“‘S_t”則是相對於壁正交觀看時腔內假體1的壁的表面總面積。

本發明者所進行的研究和實驗得出了令人 驚奇和意想不到的結論。按照腔內假體SCR比率T₁/Ø₂₁增加30%和70%之間，分支中的血流灌注改善了，而不會堵塞這些分支。在生理學上，“灌注”是身體向生物組織內的毛細血管床輸送血液的過程。術語“灌注不足”和“過度灌注”是測量相對於組織目前需求的灌注程度，以滿足其代謝需要。例如，本發明的腔內假體在其覆蓋分支時增加弓上分支30的灌注，從而使弓上分支30向其輸送血液的器官功能改善。如圖7模擬所示，在分支的34處形成重震盪(heavy turbulence)。相反，當腔內假體置於口34前方時，因為流過腔內假體的壁而消除了混亂流動，並轉換為有規律的層流流動。這加速了腔內假體1所覆蓋的分支內的流動。為此，本發明的腔內假體1在徑向膨脹狀態下的比率T₁/Ø₂₁應該大於2.0，優選至少2.5，更優選至少3.0，甚至更優選至少3.5，還甚至更優選4.0，而SCR保持在30%和70%之間，優選在35%和50%之間。在圖9a和圖9b分別示出了在帶有和不帶有腔內假體的主動脈模型中血液流動模擬比較情況。主動脈模型是基於病人實際病理創建的。圖9b中，置放了腔內假體，以便覆蓋從冠狀動脈31至弓上分支30的血管壁。令人驚奇的是，經這樣處理後，當與圖10a(圖9a的放大詳圖)所示的不帶器械的流速相比時，進入弓上分支30的血流速度在弓上分支30的口34處顯著增加21%和24%，如圖10b(圖9b的放大詳圖)所示。冠狀動脈內的流動速度也增加到20%，如圖11a和11b所示。

採用這種互鎖多層構型，可以看到的再一個 顯著改善是腔內假體1所覆蓋的分支內的“灌注Ø。腔內假體1的編織框架20採用至多196根線絲21製成，優選至少90根線絲和至多130根線絲。線絲優選直徑(Ø₂₁)為至少120μm，優選至少150μm，更優選至少180μm，甚至更優選至少200μm和至多220μm。

本發明的另一個優點是，可植入腔內假體1具有較高的比率T₁/Ø₂₁值，與較低比率T₁/Ø₂₁的編織框架相比，在動脈瘤囊中有效形成血栓。腔內假體1的壁厚T₁與線絲21的線絲直徑Ø₂₁的比率T₁/Ø₂₁大於2.0，其特徵是，腔內假體1具有不止一層網格。比率T₁/Ø₂₁越大，腔內假體1所包括的層數越多。每根線絲形成多層，使得血液流動形成層流，穿過腔內假體1的壁。

主動脈弓32的彎曲通常通過測量彎曲的寬度W₃₂和高度H₃₂來確定，如Ou等人在2006年《胸心外科雜誌》(J.Thrac.Cardiovasc.Surg.2006；132：1105-1111)上所述。寬度W₃₂按升主動脈和降主動脈32中點35之間的最大水平距離測量，靠近穿過右肺動脈的軸線平面；而主動脈弓的高度H₃₂則是測量W₃₂和主動脈弓W₃₂最高點35之間的最大垂直距離，如圖12所示。

具有至少2.5比率T₁/Ø₂₁的互鎖多層構型可帶來重要的有利技術特性。當動脈瘤位於彎曲外側時，非常重要的是，將最佳SCR和網格最佳開口尺寸設定在彎曲度的外側，以在動脈瘤囊形成保護機內血栓，通過將不需要的損傷震盪33轉換為平滑的層流36，與此同時，保持各 個分支，諸如弓上分支30的通暢。本發明的互鎖多層構型的線絲移動以保持相鄰平行的規則距離，從而在彎曲狀態和直構型之間使SCR保持幾乎一致。相反，在彎曲管腔內使用T₁/Ø₂₁小於2.0的傳統單層網格狀管子時，彎曲處外側的SCR比直構型的SCR低得多。因此，本發明的腔內假體1的比率T₁/Ø₂₁應該大於2.0，優選至少2.5，更優選至少3.0，甚至更優選至少3.5，還甚至更優選為至少4.0。

由於另一個令人驚奇的效果是本發明的腔內假體1具有互鎖多層構型，不會出現“通常的”預期情況，即動脈瘤壁和腔內假體之間的空間會被血栓堵塞，如圖6所示，包括分支的動脈瘤會直接收縮，而不會在動脈瘤囊內形成血栓，與此同時，仍保持血液流入分支，如圖13和圖14所示。本發明者認為，通過密封，主動脈的開口處增大的不需要的震盪33得以消除，而在這個區域則形成期望的平滑流11。這樣，加速了非震盪血液流入分支，同時減少了文丘裡效應下的壓力，引起動脈瘤囊的收縮。

本發明中使用的生物相容材料優選一種金屬基質，其從包括不銹鋼(例如，316，316L或304)的族內選取；包括形狀記憶或超彈性類型的鑷鈦合金(例如，鎳鈦諾，Nitinol-DFT®-Platinum)；鈷鉻合金(例如，elgiloy)；鈷鉻鎳合金(例如，phynox)；鈷、鎳、鉻和鉬合金(例如，MP3 5N或MP20N)；鈷鉻釩合金；鈷鉻鎢合金；鎂合金；鈦合金(例如，TiC，TiN)；鉭合金(例如，TaC,TaN)；L605。所述金屬襯底優選從由如下金屬組成的族內選取， 鈦合金，鎳鈦合金(諸如nitinol和Nitinol-DFT^®-Platinum)，任何類型的不銹鋼，或諸如Phynox^®的鈷鉻鎳合金。

Claims (10)

1. 一種用於涉及分支的動脈瘤之治療的具有多層構型之可植入腔內假體，其包含至少一個自膨脹(self-expandable)編織框架，其沿著一軸線延伸以能夠從輸送構型的徑向壓縮狀態膨脹到徑向膨脹狀態；該自膨脹編織框架係以至多196根具有給定線絲直徑的線絲形成；該自膨脹編織框架無任何不透覆蓋層、包含複數個由生物相容材料製成之多層線絲；以及該自膨脹編織框架形成該腔內假體的壁；每一層形成一網格(mesh)；該等網格與該等層之複數個線絲形成格子框架(lattice)；該等網格為聯鎖(interlocked)，該線絲被整合到至少一個相鄰之該等層的該網格上；該自膨脹編織框架包含一有圓形橫截面和恆定直徑之圓筒形管腔；其特徵在於，在徑向膨脹狀態時，該可植入腔內假體徑向膨脹狀態下的壁的厚度對該線絲的直徑的比率大於3.0；以及該編織框架的表面覆蓋率(SCR)為至少30%及至多70%。
2. 如請求項1之可植入腔內假體，其中該比率係至少3.5。
3. 如請求項2之可植入腔內假體，其中該比率係至少4.0。
4. 如前述任一項之可植入腔內假體，該編織框架的表面覆蓋率(SCR)係大於35%。
5. 如前述任一項之可植入腔內假體，其中該自膨脹編織框架包含至少90根線絲及至多130根線絲。
6. 如前述任一項之可植入腔內假體，其中該線絲的直徑係至少120μm。
7. 如請求項6之可植入腔內假體，其中該線絲的直徑係至少150μm。
8. 如請求項7之可植入腔內假體，其中該線絲的直徑係至少180μm。
9. 如請求項8之可植入腔內假體，其中該線絲的直徑係至少200μm及至多220μm。
10. 如前述任一項之可植入腔內假體，其中該生物相容材料為選自由下列所組成之群組的一金屬基質：鈦、諸如鎳鈦形狀記憶合金(nitinol)及Nitinol-DFT^®-Platinum之鎳鈦合金、任何類型的不銹鋼、或諸如Phynox^®之鈷鉻鎳合金。