TW201742605A

TW201742605A - 用於預防中風的三維過濾器

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Publication number: TW201742605A
Application number: TW105118339A
Authority: TW
Inventors: 努瑞汀富瑞德
Original assignee: 富瑞德麥得科技公司
Priority date: 2016-06-08
Filing date: 2016-06-08
Publication date: 2017-12-16

Abstract

本發明關於一種可植入腔內假體及使用此種裝置預防凝塊遷移以避免缺血性中風之方法。可植入腔內假體適於佈設從主動脈瓣環到主動脈，且包括一可自膨脹之編網狀格架及一徑向可摺之瓣膜本體，該可自膨脹之編網狀格架能夠從呈一運送組態的一徑向壓縮狀態膨脹成一徑向膨脹狀態，該徑向可摺之瓣膜本體包括一不透性材料。該可自膨脹之編網狀格架係由具有一給定直徑之複數編網狀之金屬線形成，且具有佈設成朝心臟延伸之一近端、及佈設成朝遠離心臟延伸之一遠端，並沿一軸線延伸。該編網狀格架包括該可自膨脹之編網狀格架遠端處之一主要管形本體、該可自膨脹之編網狀格架近端處之一頸部、延伸於該主要管形本體近端與該頸部遠端之間的一轉變部。該主要管形本體3及該頸部分別包括呈一圓柱型之一內腔，具有一圓形剖面及一固定直徑，且該主要管形本體之直徑較該頸部者大。該主要管形本體、該頸部、及該轉變部組成一整合結構，其包括由生物相容之材料製成之複數層且無任何不透性覆蓋層之，及形成具有一厚度之一壁。該瓣膜本體置放於該頸部之內腔內。

Description

用於預防中風的三維過濾器

本發明關於一種可植入腔內假體及使用此種裝置來預防凝塊遷移以避免缺血性中風之方法。更明確地，本發明關於一種尚具有心臟瓣膜功能之裝置，其設計成置於包含主動脈弓之上行主動脈中，以預防栓塞物及血凝塊進入冠狀動脈(心臟)、主動脈上分支(腦)、以及內臟分支(腎臟、肝臟等)中。

中風係指因發生在上游血管中之病理改變所導致的腦功能突然損害。供應血液至腦之主動脈突然阻塞，將造成缺血性中風。缺血性中風亦可能發生在任何器官中，譬如腎臟、肝臟、及心臟。

大約20%之缺血性中風係因心栓塞造成，且44%係因動脈粥樣硬化塊造成。此等者主要係因形成於主動脈或心室壁上、或左心瓣膜上之血栓物栓塞造成。此等血栓順著動脈循環離開且清除。心栓塞一般在出現心律不整或構造異常時變得可怕。最常見的心栓塞中風為非風濕性心房顫動(AF)、人工瓣膜、風濕性心臟病(RHD)、缺血性心肌病變、鬱血性心衰竭、心肌梗塞、術後狀態、及突出主動脈弓粥瘤。

心臟瓣膜疾病係發展中與工業化國家中發病與死亡之主要原因。儘管風濕性與傳染性原因在發展中國家更常見，然而退化性瓣膜疾病係工業化世界老齡化人口中的主要病因。對於年邁、具有症候性病的患者，外科手術開心瓣膜更換或修補仍為具有極佳長期與短期結果的標準治療。然而，有顯著比率之典型較年長患者，不認為是開放性外科手術的最佳人選。例如，在歐洲及美國的調查中，大約30%之嚴重症候性主動脈狹窄患者，因其高齡及高比例的合併症，而不認為是外科手術人選。由於這些患者藉由醫療管理仍有不良結果，因此用於瓣膜修補/植入之微創經導管法，如經導管主動脈瓣膜植入(TAVI)，將使一小群這些高風險患者出現希望。

然而，中風仍為TAVI後棘手的不利後果。相較於經受外科手術主動脈瓣膜更換(SAVR)之患者，這在接受TAVI之患者中更經常發生，且與降低存活率相關聯。腦血管意外事故大多發生在療程期間、或其後不久，且更常屢次在試圖植入假體期間。TAVI造成大量的大腦微栓塞；重要地，多量之微栓塞可與療程後大腦損傷的嚴重性相關。大多數栓塞後果及中風係因動脈粥樣硬化物之栓塞現象、及在TAVI各階段期間從狹窄主瓣膜撕離之其他碎屑所導致。

抗凝血劑係一類藥物，通常用於預防血液形成可能造成中風之危險凝塊。抗凝血劑通常用於譬如接受TAVI或有心房顫動(AF)之患者等已處於中風高危險的患者。

華法林屬於一類稱之為維生素K拮抗劑(VKA)的藥物，意指其干擾與血液凝固過程牽連之維生素K正常作用。華法林，普遍臨床使用之抗凝血劑，降低AF相關中風達64%，然而此降低將伴隨固有的出血併發症風險，其中以大腦出血格外危急。是以，高達40%之具有AF的患者具有相對或絕對的抗凝血治療禁忌。VKA具有窄治療窗，且需要經常的實驗室監控國際標準化比值(INR)及後續之劑量調整，以使患者保持在一目標INR內。

定期監控之需求亦起因於華法林複雜的藥物動力學特性，即與藥物、草藥、酒精、及食物的交互作用，這可導致亞治療(不適當之中風預防法)或超治療INR(出血後果)的藥物位準。已揭露，44%之華法林出血併發症與超治療INR相關聯，且48%之血栓塞後果係因亞治療位準而發生(Oake N,Fergusson DA,Forster AJ,van Walraven C。不良抗凝血作用導致患者不利後果之頻率：統合分析。加拿大醫療協會期刊(CMAJ)，2007年；176卷(11期)：1589-94頁)。儘管實證建議以VKA作為中風預防法，然在入選之具有AF的患者中，VKA的處方仍不足。接近55%之具有AF的患者中未得到適當之中風預防法，且因此中風發病率增加。此外，實際以華法林醫療之患者，花費高達一半的醫療時間在治療範圍外。這意謂華法林降低中風風險的完全潛力從未全部實現或達成。然而，華法林在發生出血時具有矯正方法，因此仍需使用。

新的口服抗凝血劑(NOA)已獲批准或正在發展中，且某些正在臨床研究之後期。NOA特別地藉直接且不可逆的抑制一凝聚因子而作用。有二類NOA：「直接凝血酶(IIa)抑制劑」，其抑制酵素凝血酶；及「直接因子Xa抑制劑」，其為凝結作用增殖的核心。NOA具有優於VKA之潛在優點，包含可預期之抗凝血作用而容許固定劑量、迅速的開始與結束作用、及少藥物與食品交互作用。此外，此等NOA具有遠較VKA寬的治療指數，而消除例行實驗室監控之需求。然而，倘發生任何出血，NOA不具有任何特定矯正方法。

已發表一些永久過濾裝置來預防栓塞物行進於導至腦的動脈中，但此等裝置尚無法令人完全滿意。例如，美國專利案第6673089號及第6740112號揭露一種「可自膨脹之單層線編網狀篩網」，其設計成定位於總頸動脈(CCA)至頸外動脈(ECA)的分叉區間。理論上，將此編網狀篩網視為，使栓塞偏離至ECA(將血液帶至臉部)，且避免將其經由頸內動脈(ICA)帶至腦。栓塞進入頸外動脈(ECA)之繞行功效已由Sievert等在Cardiovas Intervent Radiol(2012年)35卷：406-412頁，「用於栓塞轉向之新穎頸動脈裝置」中臨床評估，三位病患追蹤6到14個月，且在ICA前方觀察到高風險之過濾器阻塞。美國專利申請公開案第2003/0100940號揭露一種支架狀防護器裝置，用於過濾源自上游源之栓塞且預防該等栓塞進入將血液輸送至腦之主動脈弓側分支。該過濾裝置由單層篩網狀管組成，其呈由100至160條細線製成的一編網狀結構，該等細線具有50至100微米之直徑，該篩網開口寬度為400至1000微米。美國專利案第5 061 275號揭露，一編網狀自膨脹之單層支架具有金屬線數量及金屬線直徑之限制，以便當佈設於身體內腔中時獲致適當的箍環力。亦即，假體直徑愈大，此限制將變得更關鍵。例如，倘一假體之直徑為30毫米，則金屬線之直徑需介於220與300微米之間，且金屬線之數量必須達36至64條，否則該假體之壁無法對相對應血管施加充分的箍環力。為獲致一編網狀單層支架，使其具有充分大的裝置直徑以配合至主動脈區(譬如，25至45毫米)、且同時具有細微篩網開口，此支架應由(i)具有小直徑之多量金屬線、或(ii)在編網狀金屬線之間形成超過150度角之長線組成。然而，此參數(i)及(ii)不允許編網狀支架提供如美國專利案第5 061 275號中所討論之植入動脈弓中所需的適當箍環力。

本發明之一第一目的係發展一種更換有缺陷心臟瓣膜的簡易方法。

另一目的係提供一種可植入腔內假體，其限制及/或預防形成於左心室中、上行主動脈中、或主動脈瓣膜上的血凝塊及栓塞物，尤其在經由冠狀動脈及經由主動脈上分支的朝心臟方向上，散佈到整個血管。

本發明之另一目的係提供一種可植入腔內假體，其具有一心臟-瓣膜功能，確保對心臟瓣膜之穩固支持、及穩定植入後之瓣膜。

本發明之另一目的係提供一種可植入腔內假體，適於佈設在譬如主動脈弓的一彎曲血管中，該主動脈弓位在供應血液至所有如為腦充氧者之橋接血管的分支前方，且更適於使已流入主動脈弓分支、下行主動脈中之栓塞物質有效轉向，藉此預防顱外栓塞阻塞腦中之微小顱內動脈。

本發明之另一目的係提供一種藉選擇性地阻塞栓塞物在主動脈弓內之通路、及使該栓塞物偏離主動脈弓分支，來治療已知患有栓塞疾病之患者的方法。

本發明之另一目的係提供一種可植入過濾醫療裝置，其能夠提供當佈設於一彎曲內腔中時與在膨脹狀態下者大致同的最大篩網開口尺寸，因此適合定位於一主動脈弓中，同時在曲線之外側處保持適當表面覆蓋率及篩網開口尺寸，以獲致充分的栓塞繞行功效。

本發明之又一目的係提供一種可植入醫療裝置，及一種藉通過該裝置之積層來改善譬如腦、腎臟、肝臟、及心臟等器官之灌注的方法，其中通向該器官之分支的入口係由該可植入醫療裝置覆蓋。

本發明之標的係在隨附申請專利範圍獨立項中界定。較佳具體實施例係在申請專利範圍附屬項中界定。

本發明之標的係一種適於佈設從主動脈瓣環到主動脈之可植入腔內假體。該假體包括一可自膨脹之編網狀格架，其能夠從一運送組態之一徑向壓縮狀態膨脹成一徑向膨脹狀態。該可自膨脹之編網狀格架係由具有一給定直徑(Ø₂₅)之複數編網狀之金屬線形成，且具有佈設成朝心臟延伸之一近端、及佈設成朝遠離心臟延伸之一遠端。該可自膨脹之編網狀格架沿一軸線延伸。該可自膨脹之編網狀格架包括該可自膨脹之編網狀格架遠端處之一主要管形本體、該可自膨脹之編網狀格架近端處之一頸部、及延伸於該主要管形本體近端與該頸部遠端之間的一轉變部。該主要本體部及該頸部分別包括呈一圓柱型之一內腔，具有一圓形剖面及一固定直徑。該頸部之直徑小於該主要管形本體者。該主要管形本體、該頸部、及該轉變部組成一無任何不透性覆蓋層之整合結構，且形成具有一厚度(T₂₀)之一壁。該假體尚包括一徑向可摺之瓣膜本體，其包括一不透性材料且置放於該頸部之內腔內。在完全膨脹狀態下，該主要管形本體及該轉變部之總長度至少50毫米、較佳地至少100毫米、更加地至少150毫米、甚佳地200毫米。生物相容材料較佳地係一金屬基板，其選自由鈦、譬如鎳鈦形狀記憶合金及Nitinol-DFT^®-Platinum等鎳-鈦合金、任何型式之不鏽鋼、及譬如Phynox^®等鈷-鉻-鎳合金所組成的群中。

該可自膨脹之編網狀格架包括由生物相容之材料製作的複數層之線，其每一層形成一篩網，此等篩網形成具有複數給定層之金屬線的一格子。當與該可自膨脹編網狀格架之一壁正交地觀察時，該格子界定複數多邊形開口單元。該等多邊形開口單元之一內切圓的一平均直徑在一完全膨脹狀態下較佳地至少50微米且至多200微米、更佳地至少100微米且至多150微米。

該可自膨脹之編網狀格架之一壁厚度(T₂₀)對金屬線直徑(Ø₂₅)的一比率(T₂₀/Ø₂₅)高於2.0、較佳地至少3.5、更佳地至少5.5、甚佳地至少6.5、更甚佳地至少7.5。該等篩網較佳地連鎖而形成具有複數給定層之金屬線的一格子，該等金屬線整合於相鄰層至少其中之一的篩網中，使該格架之相鄰層的篩網大致偏置。

較優地，該可自膨脹之編網狀格架由至少150條之金屬線、更佳地至少180條之金屬線、甚佳地至少250條之金屬線、更甚佳地至少300條之金屬線組成。該金屬線之直徑較佳地至少30微米且至多180微米、更佳地至少50微米且至多150微米、甚佳地至少75微米且至多100微米。

在一完全膨脹狀態下，該可自膨脹之編網狀格架之一表面覆蓋率(SCR)較佳地至少35%、更佳地至少45%、甚佳地至少55%、更甚佳地至少65%且小於90%。

當該可植入腔內假體佈設於一彎曲內腔中且該彎曲內腔具有介於0.5與0.9之間的一H/W比時，該等多邊形開口單元之內切圓(IC)的平均直徑(Ø_IC)較佳地至少50微米且至多250微米、一長度相關壓縮比(LCR)介於15%至40%之間、及該編網狀格架之表面覆蓋率(SCR)在外曲線側超過35%。

依據一較佳具體實施例，該轉變部具有一剖面，其直徑較該主要管形本體者大，以形成一球狀外型。

依據另一較佳具體實施例，該可自膨脹之編網狀格架尚包括一密封部，其介於該編網狀格架之近端與該頸部之間，該密封部之直徑朝該編網狀格架之近端增加。該可自膨脹之編網狀格架較佳地尚包括一擴大部，其介於該可自膨脹之編網狀格架之遠端與該主要管形本體之間，該擴大部之直徑朝該可自膨脹之編網狀格架之遠端增加。

依據另一較佳具體實施例，該等金屬線之表面係由一膦酸鹽、較佳地偕雙膦酸鹽覆蓋。該偕雙膦酸鹽之至少一膦酸鹽部份體係共價且直接地鍵結至該金屬線之外表面。該雙膦酸鹽覆蓋至少50%之該等金屬線外表面成為單層且作為一最外層，及覆蓋至少50%之該等金屬線外表面成為單層且作為一最外層。較優地，該偕雙膦酸鹽選自由依替膦酸(etidronic acid)、阿侖磷酸(alendronic acid)、氯膦酸(clodronic acid)、帕米磷酸(pamidronic acid)、替勒膦酸(tiludronic acid)、利塞膦酸(risedronic acid)、及其衍生物組成的群中。

另一具體實施例中，該等金屬線之表面塗佈膦酸鹽，其包含一烴鏈，該烴鏈包括成為一直鏈之3至16個碳原子。該膦酸鹽之磷原子在α位置處鍵結至烴鏈。該烴鏈尚在其末端位置處藉一羧基、一膦酸基、一羥基而帶官能基。該膦酸鹽共價且直接地鍵結至該線之外表面，且覆蓋至少50%之該等金屬線外表面成為單層且作為一最外層。

本發明之另一標的關於上述之可植入腔內假體，其用於藉置放該可植入腔內假體將血液輸送至心臟與腦之冠狀動脈與主動脈上分支的口，以預防患者在假體瓣膜植入期間與之後的栓塞中風。

本發明之又一標的關於上述之可植入腔內假體，其用於藉置放該可植入腔內假體於主動脈中且同時覆蓋將血液輸送至心臟或腦之冠狀動脈與種動脈上分支的口，以改善一器官之灌注。

1‧‧‧腔內假體

2‧‧‧擴大部

3‧‧‧主要管形本體

4‧‧‧轉變部

5‧‧‧頸部

6‧‧‧近端

7‧‧‧遠端

8‧‧‧密封部

9‧‧‧不透性生物相容之套管

10‧‧‧徑向可摺之瓣膜本體

11‧‧‧小葉

12‧‧‧裙部

13‧‧‧游離緣

14‧‧‧小葉本體

15‧‧‧凹形部

17‧‧‧加強區

18‧‧‧近側部

20‧‧‧編網狀格架

22‧‧‧層

22a‧‧‧夾層

23‧‧‧層

23a‧‧‧夾層

24‧‧‧層

25‧‧‧金屬線

26‧‧‧開口單元

27‧‧‧內切圓

29‧‧‧曲線

30‧‧‧彎曲內腔

31‧‧‧中點

35‧‧‧栓塞物

36‧‧‧口

37‧‧‧主動脈上分支

38‧‧‧主動脈血流

39‧‧‧主動脈、主動脈弓

42‧‧‧內部表面

43‧‧‧主動脈瓣環

44‧‧‧冠狀動脈

45‧‧‧主動脈竇

46‧‧‧主動脈瓣膜

100‧‧‧腔內假體運送設備

此後將參考隨附圖式來揭露本發明之其他特性及優點，其中：第1圖係依據本發明之裝置其位於心臟之心室中、以及上行主動脈、主動脈弓、及下行主動脈中的側視圖；第2a圖係處於完全膨脹狀態之第1圖裝置側視圖；第2b圖與第2c圖為第2a圖裝置之剖視圖，分別顯示閉合與開啟之心臟瓣膜；第3圖係處於完全膨脹狀態之本發明裝置的另一具體實施例側視圖；第4a圖與第4b圖各係形成瓣膜本體之組織的立體圖；第5圖與第6圖分別是處於完全膨脹狀態之本發明裝置的其他具體實施例側視圖；第7圖係本發明裝置之另一具體實施例的細部設計剖視圖；第8圖係本發明裝置之另一具體實施例置於心臟之心室中、及上行主動脈中的剖視圖；第9圖係處於完全膨脹狀態之本發明裝置的另一具體實施例側視圖；第10圖係置於心臟之心室中、及上行主動脈中之第9圖具體實施例在原位置的剖視圖；第11圖係佈設於一彎曲內腔中之一管形本體側視圖；第12圖與第13圖分別為本發明之裝置在筆直完全膨脹狀態與彎曲內腔中佈設狀態的立體圖；第12a圖與第13a圖分別為第12圖與第13圖之細部設計的放大視圖；第14圖係主動脈之概略剖視圖，顯示如何量測主動脈弓之寬度及高度；第15圖係依據本發明之一(或另一)腔內假體的一部份概略放大視圖；第16圖係腔內假體在膨脹狀態下的側視圖；第16a圖係第16圖中所圖示腔內假體之一部份的概略放大視圖；第17a圖至第17c圖分別為具有第一層、第一與第二層、以及第一、第二與第三層之腔內假體的一部份概略正視圖，顯示如何阻擋一正試圖通過位在冠狀動脈或主動脈分支入口前方之腔內假體壁的栓塞物；第18a圖至第18c圖分別為第17a圖至第17c圖中所示之腔內假體部份的立體圖；第19a圖顯示一習知單層編網狀過濾器裝置在完全膨脹狀態下及該過濾器裝置之一部份的放大視圖；第19b圖顯示佈設於彎曲內腔中之一習知單層編網狀過濾器裝置及該過濾器裝置在曲線外側處之一部份的放大視圖；第20圖係在主動脈分支口處之主動脈弓部份概略放大剖視圖，顯示依據本發明佈設之腔內假體；第21a圖及第21b圖係第20圖中所圖示者之概略放大視圖，顯示暫時位於主動脈口前方之栓塞物如何在心搏週期期間沖走；第22圖係一圖表，其表示在(x)：依據本發明之腔內假體佈設所在之一彎曲內腔的H/W比與(y)：該腔內假體在曲線外側處之篩網開口的平均內切圓直徑，之間的關係；第23圖係一圖表，其表示在(x)：依據本發明之腔內假體佈設所在之一彎曲內腔的H/W比、(y)：曲線外側處之篩網開口的平均內切圓半徑、與(z)：長度相關壓縮比，之間的關係；第24圖係一圖表，其表示在(x)：依據本發明之腔內假體佈設所在之一彎曲內腔的H/W比與(y)：該腔內假體在曲線外側處之篩網開口的平均內切圓直徑，之間的關係；第25圖係一圖表，其表示在(x)：依據本發明之腔內假體佈設所在之一彎曲內腔的H/W比、(y)：曲線外側處之篩網開口的平均內切圓半徑、與(z)：長度相關壓縮比，之間的關係。

此本說明中使用之術語「可植入」係指一醫療裝置定位於一血管內之一位置處的能力。可植入醫療裝置可佈設成，在醫療介入期間短暫置於血管內(譬如，數秒鐘、數分鐘、數小時)，或永久留在血管中。

術語「腔內」或「穿腔」假體係指一裝置，其調整成適應於，藉由將假體從一遙遠位置，在一血管之內腔內且經由該血管之內腔，推進至該血管內一目標位置點的程序，而放置在一彎曲或筆直血管中。在脈管程序中，可典型地透過一線導引件來使用一導管，在螢光導引下將一醫療裝置引至「脈管內」。可經由血管系統中之傳統進口位置點，引入導管及線導引件。

術語「導管」係指一管件，其插入一血管中以接近目標位置點。在本說明中，一「導管」將指定一導管本身、或一導管及其配件，此等配件意指針、導引線、導引器護套、及熟知此項技藝之人士已知的其他常見合適醫療裝置。

術語「預防」包含抵制或抑制栓塞物進入譬如分支血管等一特定血管中。

為避免任何混淆，在以下說明中，術語「開口」、「孔」、「窗」具有通常的意義，且亦交替地使用，以指示從一醫療裝置之某一面或表面到其另一面或表面的一開放通道或通路。相似地，術語「入口」、「接合點」、「嘴」、「口」係指血管分佈中之一區域，至少一分支血管在該區域從主血管叉開。

術語「內皮化」係指一細胞作用，其導致內皮細胞向內成長至一裝置上。

術語「永久」係指一醫療裝置可置放於一血管中且將留在該血管中一段長時間(譬如，數月、數年)，且可能達患者之剩餘壽命。

術語「栓塞」、「栓塞物」、及「濾液」係指已藉血流帶至其停留位置點之「凝塊」或其他生物物質。堵塞物最常為血凝塊(即，血栓)，但可為脂肪球(起因於動脈粥樣硬化)、組織塊、或細菌塊。

一腔內假體1佈設成，當設置於一運送系統內時呈具有一相對較小且相對較均勻直徑的一壓縮外型(即，壓縮狀態)，且在譬如一身體內腔等運送位置內自發地呈具有徑向膨脹直徑的一佈設外型(即，佈設狀態)，如第1圖、第8圖、及第10圖所示。如此中所使用者，術語「膨脹外型」或「膨脹狀態」係指一自彈回物件(譬如，編網狀格架20)容許在無任何外部壓縮力(即，無限制狀態)下之自膨脹特性所導致的一外型或狀態，譬如第2a圖至第2c圖、第3圖、第5圖、第6圖、及第9圖中所示者。除這些定義外，術語「標稱直徑」係指定支架-過濾器置於目標血管中時的直徑。通常，設計成永久置於一身體內腔內之一自膨脹裝置的標稱直徑(Ø_nor)較該裝置在無外壓縮力下佈設時之外直徑(Ø_exp)小10至25%。由於一主動脈39之直徑(Ø₃₉)通常介於20毫米與40毫米之間，因此自膨脹之編網狀格架20之主要管形本體3設計及/或製造成，具有在膨脹狀態下介於22 毫米與50毫米之間的一直徑(Ø_{3_exp})。該假體之直徑的變異又將影響其長度。如第12圖及第13圖所示，本發明之主要管形本體3在佈設狀態下的長度(L_{3_dep})因此將較其在膨脹狀態下的長度(L_{3_exp})大。可依關係式定義主要管形本體3之長度相關壓縮比(LCR)：LCR=(L_{3_dep}-L_{3_exp})/L_{3_exp}

第1圖表示依據本發明之一可植入腔內假體1，其佈設於主動脈39內，明確地為從主動脈瓣環43到下行主動脈、及覆蓋冠狀動脈44與主動脈上分支37之主動脈弓。

依據本發明之可植入腔內假體1包括一可自膨脹之編網狀格架20及一徑向可摺之瓣膜本體10，該可自膨脹編網狀格架能夠從呈一運送組態的一徑向壓縮狀態膨脹成一徑向膨脹狀態，該徑向可摺之瓣膜本體由一不透性材料製成，如第2a圖至第2c圖所示。

編網狀格架20具有一佈設成朝心臟延伸之一近端6，及一佈設成遠離心臟延伸之遠端7。編網狀格架20包括一主要管形本體3、一頸部5、及一轉變部4。該主要管形本體包括呈一圓柱型之一內腔、在該編網狀格架遠端處具有一圓形剖面及一固定直徑。該頸部包括一圓柱型內腔，具有較該主要管形本體3在編網狀格架20遠端處者小的一圓形剖面及一固定直徑。該轉變部在主要管形本體3近端與頸部5遠端之間延伸。該主要管形本體3、該頸部5、及該轉變部4係由一整合連續結構組成，該整合連續結構係由一多層編網製成且無任何不透性覆蓋層。徑向可摺之瓣膜本體10置於頸部5之內腔中。在完全膨脹狀態下，主要管形本體3與轉變部4的總長度至少50毫米，使編網狀格架20之壁完全覆蓋主動脈竇45，以預防在左心室中生成的可能栓塞物進入分支到主動脈竇45的冠狀動脈中，如第8圖所示。主動脈竇45係出現在主動脈瓣膜46正上方之上行主動脈在解剖學上的擴張。

主要管形本體3與轉變部4的總長度在完全膨脹狀態較佳地至少100毫米，以確保藉可自膨脹之編網狀格架20密封主動脈竇45。該總長度更佳地至少150毫米、甚佳地至少200毫米(仍處於第1圖中所示完全膨脹狀態)，使該編網狀格架可進一步覆蓋主動脈上分支，以使不僅在左心室中、且亦在環繞主動脈瓣膜及上行主動脈之主動脈竇中形成的栓塞物偏離。

在一較佳具體實施例中，可自膨脹之編網狀格架20尚包括在編網狀格架20遠端7與主要管形本體3之間的一擴大部2，如第3圖所示者。擴大部2之直徑朝編網狀格架20之遠端7增加。擴大部2亦降低在植入後之一裝置遷移與血管內腔滲漏風險。

第4a圖及第4b圖以更詳細之方式顯示本發明之徑向可摺之瓣膜本體10。該瓣膜本體包括由不透性材料製成之一裙部膜12及複數個小葉11。該裙部12及小葉11較佳地從譬如豬心包組織等之動物心包組織片、或者從其他適當之合成或聚合材料切下。可依據其本身在形成與處理組織瓣膜材料之技藝中已知的組織處理技術來處理心包組織。小葉11具有一游離緣13及一小葉本體14。游離緣13形成為完工瓣膜本體10之接合緣13。小葉本體14係與裙部12接合。裙部12較佳地由相同於小葉11之材料構成，且包括複數個凹形部15、複數個加強區17、及一近側部18。每一凹形部15藉縫合或膠合而與一各別小葉11之小葉本體14接合。瓣膜本體10呈一截頭錐外型，且具有與編網狀格架20之軸線平行的一軸線，且該瓣膜本體較佳地包括譬如重疊瓣膜本體材料、金屬線、及塑膠桿等一加強構件，其譬如沿該軸線貼附至凹形部15之間的一裙部12之壁。如此將預防瓣膜本體10在心搏週期期間內側外翻及/或預防置於該編網狀格架中之瓣膜本體遷移。裙部12之近側部18較佳地藉譬如縫合或膠合等連附方式而貼附至編網狀格架20近端6之一內壁。

依據另一具體實施例，如第5圖及第6圖所圖示者，可自膨脹之編網狀格架20尚包括一密封部8，其介於編網狀格架20之近端6與頸部5之間。密封部8之直徑朝該編網狀格架之近端6增加。密封部8亦降低植入後之裝置遷移遠離瓣膜位置點的風險。

為確保主動脈瓣環43之密封且預防血液流動湧回，可使用一不透性生物相容之套管9將裙部12與編網狀格架20之二近端18與6夾持在一起，且藉譬如縫合及膠合等連附構件而貼附，如第7圖所圖示者。如此亦降低當佈設於身體中時，近端6之包線緣損害主動脈瓣環43之組織的風險。較佳地，不透性生物相容之套管9係具彈性，以適應該編網狀格架在其運送與佈設狀態之間的長度及直徑變化。

第9圖係圖示本發明之另一具體實施例，轉變部4在此具有一剖面，其直徑較主要管形本體3者大，以形成一球狀外型。基於此球狀組態，可植入腔內裝置1將與主動脈竇45良好配合。結果，位於主動脈竇45中之冠狀動脈44的口將由編網狀格架20之多層壁良好覆蓋，以預防形成於原始心臟瓣膜46上、或主動脈竇45中的栓塞物進入與堵塞冠狀動脈44，如第10圖所示。

當管形本體2佈設於第11圖所示之一彎曲內腔30中時，則沿第13圖中所示之曲線中點31量測其長度(L_{3_dep})。

通常藉量測曲線之寬度(W₃₉)及高度(H₃₉)來定義主動脈弓39的曲線，如Ou等在J.Thrac.Cardiovasc.Surg.2006年；132卷：1105-1111頁中描述者。寬度(W₃₉)係量測通過右肺動脈(RPA)之軸向平面附近的上行與下行主動脈39中點31間的最大水平距離；及主動脈弓高度(H₃₉)係量測(W₃₉)與主動脈弓39最高中點31之間的最大垂直距離，如第14圖中描繪者。比率H₃₉/W₃₉一般在0.5到0.9之範圍內。例如，當數值為0.9(最差情境)時，主動脈弓極端尖銳，如第11圖中描繪者。如此將可能造成先前描述「習知」過濾器的扭結，此等過濾器具有低箍環力。此外，可注意到，筆直型式下之網孔較佈設於具有大約0.6之H/W比的一曲線中者(通常在健康主動脈中觀察到)大的差異性。本發明之一優點在於，篩網窗將因多層的組合，而不致因極端尖銳之曲線所連累，這可由比較第12a圖與第13a圖而明白。

如第15圖所示，編網狀格架20包括由生物相容材料製作的複數層22、23、24之金屬線25。此等金屬線較佳地具有一直徑(Ø₂₅)，該直徑至少30微米、較佳地至少50微米且至多180微米、更佳地至少75微米且至多150微米、甚佳地至多100微米。編網狀格架20的每一層形成一篩網。當與一壁正交地觀察時，編網狀格架20之篩網形成具有複數階層之金屬線25的格子。較佳地，此等篩網互相連鎖，以形成一連鎖多層結構。術語「連鎖多層」係指包括多重層22、23、24之一格架，其複數夾層在編網時並無區別，譬如第一層22之複數夾層22a的一給定數量之金屬線與第二層23及/或其他層24之複數夾層23a連鎖。該連鎖多層譬如可藉使用歐洲專利案第EP1248372號中所描述之編網機形成。腔內假體1之編網狀格架20較佳地由至少150條之金屬線25、更佳地至少180條之金屬線、甚佳地至少250條之金屬線、更甚佳地至少300條之金屬線、且較佳地至多600條之金屬線製作。

該格子界定開口單元26，其具有藉側邊(即，線區段)界定的一多邊形外型。該多邊形外型較佳地係四角形、更佳地平行四邊形。「平行四邊形」意指具有二對平行側邊的一簡單四邊形；一平行四邊形的面對側邊具相同長度；一平行四邊形的相對立角具相同量；且對角線互相等分。平行四邊形包含正方形、長方形、及菱形。此中使用之「內切圓」27係指可在多邊形開口單元26內繪出的最大圓，且與該多邊形開口單元之側邊(即，線區段25)的最大極限正切，如第12a圖、第13a圖、及第15圖描繪者。

內切圓27的尺寸直接反映使栓塞物35、尤其已流入主動脈上分支中而至下行主動脈之微栓塞轉向的功效。「微栓塞」係指具顯微尺寸之栓塞，譬如微小血凝塊、或小細菌塊。微栓塞係氣體或固體栓塞物。氣體微栓塞物可源自假體心臟瓣膜所創造之機械致空洞。此等氣體微栓塞物具有一近似4微米直徑，且通常不致對腦造成有害影響。對比地，固體微栓塞物遠較氣體微栓塞物大，其具有一近似100微米直徑。固體微栓塞物相較於微血管尺寸(直徑7至10微米)的較大尺寸可造成微循環阻塞。在Charalambous等發表之J.Endovasc.Ther，2009年；16卷；161-167頁，「降低頸動脈血管成形術中之大腦栓塞：比較2種大腦保護裝置之試管內實驗」中，氣體、或具有小於200微米直徑之小栓塞，僅造成臨床上未被察覺的大腦局部缺血。

因此，為使具有超過200微米(直徑)之栓塞物繞行，多邊形開口26之內切圓27(IC)的一平均直徑(Ø₂₇)在一曲線佈設組態中至多200微米以順應主動脈弓之幾何、較佳地至多150微米。同時，由於該等開口應大到足以允許血液成分通過假體1之壁，且保持適當的灌注，因此平均IC應至少50微米、較佳地至少75微米、更佳地至少100微米。多邊形開口26之內切圓27(IC)的平均直徑(Ø₂₇)意指，將所有內切圓27之直徑相加除以總開口數26得到的數值。

本發明之一優點在於，具有較高T₂₀/Ø₂₅比值之編網狀格架20，相較於一具有小於2.0之T₂₀/Ø₂₅比的習知過濾器，可有效預防栓塞物35通過其壁，如第17a圖至第17c圖、第18a圖至第18c圖、及第21b圖中所示者。編網狀格架20壁厚(T₂₀)對金屬線徑(Ø₂₅)之比率(T₂₀/Ø₂₅)超過2.0的特徵為，該編網狀格架具有超過單一層篩網。比率T₂₀/Ø₂₅愈大，編網狀格架20將包括愈多層。形成在壁中大致平行對正之多重層的每一金屬線如第16圖所示，具有使試圖通過腔內假體1之壁的一栓塞物偏離或阻擋該栓塞物之機會，如第17a圖至第17c圖及第18a圖至第18c圖中概略解說者。本結構因此可增加使栓塞繞行的功效。

又，具有高於3.5之比率T₂₀/Ø₂₅的連鎖多重層組態將引發一重要技術特性：當佈設於具有一介於0.5與0.9間之H/W的一彎曲內腔中時，至少50微米且至多250微米的開口單元平均內切圓直徑(Ø₂₇)仍可保持其所需的開口尺寸，即使在第11圖及第14圖中所定義之曲線29外側亦然。由於主動脈上分支嘴位於主動脈弓之外側，因此當佈設成一主動脈弓幾何時，在外側設定一最佳開口尺寸最為重要，以改善過濾器功效。本發明之連鎖多重層組態的複數金屬線可移動，以在相鄰平行線之間保持一固定距離，導致平均內切圓直徑(Ø₂₇)在一彎曲狀態(如第12a圖及第13a圖所示)或筆直組態下，皆保持幾乎相等。相反地，當具有小於2.0之T₂₀/Ø₂₅的一習知單層篩網狀管佈設於一彎曲內腔中時，曲線外側之篩網開口遠寬於一筆直組態下之篩網開口，如第19a圖至第19d圖所示。因此，本發明之編網狀格架20的比率T₂₀/Ø₂₅應大於2.0、較佳地至少3.5、更佳地至少5.5、甚佳地至少6.5、更甚佳地為7.5。

如上所述，主動脈顯現出動脈順應性。因此，用於主動脈之腔內假體應具有足夠的箍環力以應付動脈順應性；否則，可能造成譬如裝置遷移及扭結等併發症。裝置遷移係植入後之一非期望裝置位移，而扭結係熟知此項技藝之人士所熟知，發生在支架置放於一彎曲血管中的現象。為達成充分的箍環力，長度相關壓縮比(LCR)應在15%至40%、較佳地30%至40%之範圍中。依據本發明之LCR對H/W比及平均內切圓直徑(Ø₂₇)的關係顯示於第23圖及第25圖中。

編網狀格架20之表面覆蓋率(SCR)由以下關係式定義：SCR=S_w/S_t

其中：「S_w」係構成編網狀格架20之金屬線25所覆蓋的實際表面，及「S_t」係編網狀格架20壁之總表面積。在完全膨脹狀態下，編網狀格架20之SCR較佳地至少45%、更佳地超過50%、甚佳地至少55%、更甚佳地至少65%且至多90%。當佈設於一C型曲線內腔 30中，且該C型曲線內腔具有腔內假體1之標稱直徑、及介於0.5與0.9之間的H₃₀/W₃₀比時，具有至少3.5之T₁/Ø₂₅比(較佳地5.5、更佳地至少6.5、甚佳地至少7.5)的編網狀格架20可提供與其筆直組態中者幾乎相同的沿其外曲線29表面覆蓋率(SCR)、即至少35%。此為造成栓塞繞行功效改善的本發明另一優點。

本技術領域中已知的過濾器裝置通常發生堵塞，且需要清潔或甚至更換。設計成永久定位於血管中的一腔內假體應具有自潔、或以內生力或效應來清潔的固有能力，以避免由醫師定期清潔、或將該裝置移出血管。

具有對比於開口26尺寸、即內切圓直徑(Ø₂₇)呈充分之壁厚(T₂₀)的腔內假體1可自膨脹之編網狀格架20，將提供較習知過濾器裝置者高的自潔特性。如第20圖、第21a圖、及第21b圖所示，在主動脈上分支37之一口36附近流動的一些栓塞物35，將因在心搏週期之心室收縮與舒張階段通過可自膨脹之編網狀格架20之一壁的血液流入物，而暫時被推向位在主動脈上分支37前方之該可自膨脹之編網狀格架的一內部表面42。由於編網狀格架20之充分壁厚T₂₀，使得這些栓塞物35保持捕陷於內部表面42中，而非通過該壁，且接著在主動脈收縮期間因沖驅力被沖離開而回到主動脈血流38中。術語「沖驅力」係指本假體之固有特性。明確地，該沖驅力係藉流動主動脈血流38施加至與其相接觸之栓塞物35的力量。

本發明人資助之研究與實驗達成出乎意料且意想不到的結論。倘比率T₂₀/Ø₂₅如同在習知過濾器中一般小於2.0，則栓塞物35將被沖通過篩網開口且進入主動脈分支中、或在分支嘴處累積直到其阻擋血流為止。比率T₂₀/Ø₂₅愈大，可自膨脹之編網狀格架20將展現愈大之沖驅力。因此，本腔內假體1具有高於2.0、較佳地至少3.5、更佳地至少5.5、甚佳地至少6.5的一比率T₂₀/Ø₂₅，將可降低其覆蓋之分支嘴阻塞的風險，導致使用安全提升。

用於本發明中之生物相容之材料較佳地係一金屬基板，其選自由不鏽鋼(譬如，316、316L、或304)；包含形狀記憶或超彈性型態之鎳-鈦合金(譬如，鎳鈦形狀記憶合金及Nitinol-DFT^®-Platinum)；鈷-鉻合金(譬如，elgiloy)；鈷-鉻-鎳合金(譬如，Phynox^®)；鈷、鎳、鉻及鉬之合金(譬如，MP35N或MP20N)；鈷-鉻-釩合金；鈷-鉻-鎢合金、鎂合金、鈦合金(譬如，碳化鈦、氮化鈦)；鉭合金(譬如，碳化鉭、氮化鉭)；L605；所組成的群中。該金屬基板較佳地選自由鈦、譬如鎳鈦形狀記憶合金及Nitinol-DFT^®-Platinum等鎳-鈦合金、任何型式之不鏽鋼、及譬如Phynox^®等鈷-鉻-鎳合金所組成的群中。

依據提高之比率T₂₀/Ø₂₅，將改善分支中的灌注，此為附帶的出乎意料效果。「灌注」在生理學中係將血液運送至生物組織中之微血管床的身體作用。術語「灌注不足」與「過度灌注」係相對於組織目前之需求來估量灌注之位準，以滿足組織新陳代謝之需求。由於本發明之可植入醫療裝置將增加其所覆蓋之主動脈上分支中的灌注，因此由主動脈上分支運送血液所至之器官的功能將獲改善。

如美國專利申請案第US2006/0015138號中指出者，已知用於血液過濾構件之塗層最好應具有高度疏水性(其為譬如聚四氟乙烯(PTFE)、聚偏二氟乙烯(PVDF)、及聚苯胺)，以降低血液與該裝置表面之摩擦程度，且增加對分支血液流入量。

出乎意料地，發明人發現，當其發明之編網狀格架20、與形成於編網狀格架20上且經由共價鍵永久連附至編網狀線25表面的一磷基酸塗層相結合時，將獲致一有意思的表面機械特性，可改善栓塞繞行功效，且在主動脈上分支口上之部份處保持編網狀格架20適當的滲透性。使用的磷基酸可選自有機膦酸，其具有化學式H₂R¹PO₃，其中R¹為有機配位基，以一碳原子在其α位置處直接鍵結至磷。至少一膦酸鹽部份體係共價且直接地鍵結至塗層中金屬基板之外表面。在一較佳具體實施例中，該有機配位基包括一烴鏈，其具有3到16個碳原子。有機配位基尚在其末端碳處(即，α位置之對立端處)帶官能基，以增加塗層與流通於主動脈中之栓塞物35之間的交互作用。該官能基可為一羥基、一羧基、一胺基、一硫醇基、膦酸基或其化學衍生物。較佳地，取代基為一羧基、膦酸基或羥基。該塗層提供改良的栓塞繞行功效，且同時促進內皮在覆蓋動脈壁、除覆蓋分支口之部份以外的可植入醫療裝置內部壁上形成，以及使在主動脈上分支前方之部份處的編網狀格架保持適當滲透性。較佳地，包含於有機配位基中之碳原子數為一直鏈之至少6個且至多16個、更佳地為至少8個且至多12個。該膦酸可選自由6-膦酰基己酸、11-膦酰基十一酸、16-膦酰基十六烷酸、1,8-辛烷二膦酸、1,10-癸基二膦酸、及(12-膦酰基十二烷基)膦酸組成的群中。有機配位基之其中一碳原子-(CH₂)-可由三級胺基-N(R²Y)-取代。三級胺基之取代基具有烷基-R²Y，其末端碳係藉羧酸、膦酸或其衍生物帶官能基。包括三級胺基之該膦酸較佳地選自由N-膦醯基甲基亞氨基二乙酸及N,N-雙(膦羥甲基)甘氨酸組成的群中。在另一較佳具體實施例中，膦酸尚可在有機酸配位基之α位置處，藉一補充膦酸及/或譬如5-羥基-5,5’-雙(膦酰)戊酸等羥基而帶官能基。

在另一較佳具體實施例中，塗層係由偕雙膦酸鹽形成，其特徵為位於相同碳原子上而定出P-C-P結構的二C-P鍵。雙膦酸鹽之至少一膦酸鹽部份體係共價且直接地鍵結至塗層中金屬基板之外表面。雙膦酸鹽覆蓋至少50%之金屬基板外表面成為單層且作為一最外層。較佳地，R³代表在末端位置處以一羧基(-COOH)或羥基(-OH)取代之-C_1-16烷基；及R⁴代表羥基(-OH)。較佳地，該偕雙膦酸鹽為依替膦酸(etidronic acid)、阿侖磷酸(alendronic acid)、氯膦酸(clodronic acid)、帕米磷酸(pamidronic acid)、替勒膦酸(tiludronic acid)、利塞膦酸(risedronic acid)、或其衍生物。

佈設方法

依據一較佳具體實施例，本發明之腔內假體1藉使用一腔內假體運送設備100佈設。設備100設計成由操作人員從近側位置點驅動通過血管系統，以將該設備之遠端帶至靠近植入位置點，而可在該處將假體1從設備100之遠端卸載。運送設備100包括假體1本身、假體100已引入其中的一假體接收區、一中心內軸桿、及一回縮鞘。較佳地，設備100尚包括一自膨脹固持構件，其壓縮於該鞘內，其遠側部包圍該假體的近側部，且其近端藉一接頭而恆與該內軸桿接合，以提供設備100將部份未包覆假體再包覆入一回縮鞘中的功能。為將假體1佈設於主動脈中之需求位置處，將該回縮鞘之遠端帶至主動脈瓣環，且逐漸地將該回縮鞘從假體1上方朝運送設備100之近端撤回。一旦該鞘鄰近該固持構件之近端，則部份地容許假體1自膨脹呈一佈設外型。藉連續地朝近側縮回該鞘，該固持構件同時將在有機體溫度之影響下及/或由於其固有之彈性而從該鞘釋放。為預防假體在插入後遷移，通常選擇一過大假體1，其直徑在「標稱」膨脹狀態下大於植入位置點之身體內腔直徑10至40%。此假體1施加一充分徑向力於身體內腔之一內壁上，且其因此穩固地固定於植入所在之處。由於佈設時，假體1之佈設部件提供至主動脈壁上的徑向力變得較被佈設固持構件在其佈設狀態之抓持力大，因此該固持構件可在連同該鞘朝近側縮回該內軸桿時，將該假體釋放於佈設位置，而無非期望之縱向位移。