专利名称：整体式快速连接人工心脏瓣膜和展开系统与方法在脊椎动物中，如图1所示，心脏是具有四个脉动腔室的中空的肌肉器官，所述四个脉动腔室即左心房和右心房与左心室和右心室，每个均有自身的单向瓣膜。天然心脏瓣膜被认为是主动脉的、僧帽瓣的(或二尖瓣的)、三尖瓣的和肺状的，每一个均固定在包含致密纤维环的瓣环上，该致密纤维环被直接或间接地附接到心房肌肉纤维和心室肌肉纤维。每个瓣环均限定流量孔口。心房是血液接收室，其将血液抽吸到心室。心室是血液排出室。由纤维和肌肉部分组成的被称作的心房中隔的壁将右心房和左心房分隔开(参考图2到图4)。与心脏的更脆弱的肌肉组织相比较，纤维心房中隔是实质上更坚固的组织结构。心房中隔上的解剖学标志是椭圆形的拇指指纹大小的凹陷，被称为卵形圆窝或卵圆窝(如图4中所示)。心脏的左侧和右侧的同步抽吸作用构成心动周期。该周期开始于心室松弛期，称作心室舒张。该循环结束于心室收缩期，称作心室收缩。四个瓣膜(参考图2和图3)确保在心动周期期间血液不会朝着错误的方向流动；即，从而确保血液不会从心室回流到相应的心房，或是从心房回流到相应的心室。二尖瓣在左心房和左心室之间，三尖瓣在右心房和右心室之间，肺动脉瓣在肺动脉的开口处，并且主动脉瓣在主动脉的开口处。图2和图3示出了二尖瓣环的前部(A)部分，其邻接主动脉瓣的非冠状瓣叶。二尖瓣环在左边冠状动脉的旋支附近，且后部(P)侧面在冠状窦和其属支附近。二尖瓣和三尖瓣均是由骨胶原的纤维环限定，每个均称为环/瓣环，其构成心脏的纤维骨架的一部分。环为二尖瓣的两个尖瓣或两个瓣叶(被称为前尖瓣和后尖瓣)和三尖瓣的三个尖瓣或三个瓣叶提供了围边附接。瓣叶的自由边缘连接到来自多于一个乳头肌的腱索，如图1所示。在健康的心脏中，这些肌肉和其腱索支撑二尖瓣和三尖瓣，使得瓣叶能够抵抗在左心室和右心室的收缩(抽吸)期间形成的高压。在通过来自于左心房的血填充之后，当左心室收缩时，心室壁向内运动并且从乳头肌和腱释放一些张力。用力推向二尖瓣瓣叶的下表面的血液使得二尖瓣瓣叶朝着二尖瓣的瓣环平面上升。当朝着瓣环前进，前瓣叶和后瓣叶的前导边缘会合，形成密封并闭合瓣膜。在健康的心脏中，在二尖瓣环平面附近存在瓣叶接合。在左心室中继续对血液施加压力，直到血液喷射进主动脉中。乳头肌的收缩与心室收缩同步，并用来使健康的瓣膜瓣叶在由心室施加的峰值收缩压力处紧紧地关闭。各种外科技术可以用于修复病变或已损伤的瓣膜。在瓣膜置换手术中，切除已损伤的瓣叶，并塑造瓣环用于接收置换瓣膜。由于主动脉瓣狭窄和其他心脏瓣膜疾病，每年无数病人经受手术，其中由生物假体的或机械的人工瓣膜来置换有缺陷的天然心脏瓣膜。另一种稍不激烈的用于治疗有缺陷的瓣膜的方法是通过修复或重构，一般用于最低限度钙化的瓣膜。外科治疗的问题在于，在存在与外科修复相关联的高发病率和死亡率的情况下，其将重要的损伤强加于这些慢性病病人。当更换瓣膜时，人工瓣膜的外科植入一般需要开胸手术，在手术期间，心脏会停止且病人置于心肺分流(所谓的“人工心肺机”)。在一种常见的手术过程中，切除病变的天然心脏瓣叶，并且在瓣膜瓣环处将人工瓣膜缝合到周围组织。由于与过程相关联的外伤和体外血液循环的伴随持续时间的问题，某些病人不能从手术过程生还或是之后会很快死亡。 众所周知，对病人而言风险随着心肺分流所需的时间量而增加。由于这些风险，大量具有缺陷瓣膜的病人被认为是不能动手术的，因为他们的状况太虚弱而无法承受手术过程。据某些估计，大约30%到50%的超过80岁的正在遭受主动脉瓣狭窄的对象无法进行主动脉瓣置换手术。由于与传统的开胸手术相关联的缺点，所以强烈关注经皮的、微创手术方法。在一种技术中，人工瓣膜构造为通过导管插入术以微创过程被植入。例如，Andersen等人的美国专利号5，411，552描述了通过导管以压缩状态经皮引入且通过球囊膨胀在期望位置扩张的可折叠瓣膜。尽管对于治疗特定的病人这些远程植入技术已经大有希望，但是通过手术干预来更换瓣膜仍是优选的治疗过程。接受远程植入的一个障碍是来自医生的阻力，可以理解，医生对于从有效但不完美的控制转变为承诺有很好的结果但相对陌生的新方法的担心。结合可理解的外科医生对于转变到新式心脏瓣膜置换技术的慎重考虑，世界各地的监管机构也正在缓慢地前行。许多成功的临床试验和后续工作均在进行中，但是在新技术被完全接受之前需要更多关于这些新技术的经验。因此，需要改进的设备和相关使用方法，其中人工瓣膜能够以更加有效的过程被外科植入到人体通道中，以减少心肺分流所需的时间。希望这种设备和方法能够帮助因而其状况太虚弱无法承受过长的手术过程而被认为不宜动手术的且具有有缺陷瓣膜的病人。而且，外科医生说，当尝试微创心脏瓣膜植入或通过小切口植入时，最困难的任务之一是使缝合线打结，从而使瓣膜就位。典型主动脉瓣植入物利用围绕缝合环均勻分布且手动系在缝合环一侧上的12-M个缝合线(一般地15个)。直接在连合柱之后的结由于空间约束均是特别复杂的。消除对缝合线打结的需求或甚至将打结数减少为更易获得的结数将大大地促进使用更小的切口，降低了感染风险，减少了对输血的需求，并且提供了与通过常用于心脏瓣膜植入的完全胸骨切开术植入瓣膜的病人相比更加快速的恢复。本发明解决这些需求和其他需求。
本发明的各种实施例提供了人工瓣膜和用于置换人类心脏中的有缺陷的天然瓣膜的方法。某些实施例特别适用于快速且容易地置换心脏瓣膜同时最少化利用心肺分流 (例如，分流泵送)的时间的手术过程。在一种实施例中，一种用于处理人类心脏中的天然主动脉瓣，从而代替主动脉瓣功能的方法，该方法包含1)通过胸腔的开口通达到天然瓣膜；幻将导向缝合线放在瓣环内；3)使心脏瓣膜在瓣环的内腔内前进；和4)塑性扩张在心脏瓣膜上的金属联接支架，从而以快速且高效的方式机械地联接到瓣环。在输送人工瓣膜之前可以移除天然瓣膜瓣叶。或者，天然的瓣叶可以留在合适的位置，从而减少手术时间且提供用于将联接支架固定在天然瓣膜内的稳定底部。在该方法的一个优势中，天然瓣叶向内弹回，从而增强金属联接支架在人体通道中的固定。当天然瓣叶留在合适的位置时，球囊或其它扩张构件可以用于推开瓣膜瓣叶且因而在植入联接支架之前扩张天然瓣膜。天然瓣环可以从其最初孔口尺寸扩大1. 0mm-5mm，从而适应更大尺寸的人工瓣膜。根据优选的方面，心脏瓣膜包括限定其内的不可扩张、不可收缩的孔口的人工瓣膜以及从其入流端延伸的可扩张的联接支架。联接支架具有用于输送到植入位置的收缩状态和被构造为向外连接到底部支架的扩张状态。理想地，联接支架是可塑性扩张的。在另一个方面中，用于在心脏瓣膜瓣环处植入的人工心脏瓣膜，包含a.限定了流动孔口的不可扩张、不可收缩的瓣环支撑结构，该支撑结构包括沿流出方向突出的多个连合柱；b.柔性瓣叶，其附接到所述支撑结构和连合柱并被固定成在流动孔口之上交替地打开和关闭。c.缝合可渗透环，其界定支撑结构的入流端；和d.塑性-可扩张的联接支架，其具有围绕支撑结构的入流端延伸且被连接在该入流端处的第一末端，该联接支架具有第二末端，该第二末端背离瓣膜支撑结构沿入流方向突出并且能够呈现用于输送至植入位置的收缩状态和比第一末端更宽以向外接触瓣环的扩张状态。在一种实施例中，心脏瓣膜包含具有缝合环的商售人工瓣膜，且联接支架附接到该缝合环。该联接支架的收缩状态可以是圆锥形的、朝着远端方向逐渐变细。该联接支架优选地包含多个径向可扩张撑杆，至少某些所述撑杆排列成行，其中最远一行具有从收缩状态向扩张状态的最大扩张能力。此处也公开了输送和植入人工心脏瓣膜系统的方法，该方法包含以下步骤提供包括具有不可扩张、不可收缩的孔口的人工瓣膜的心脏瓣膜，该心脏瓣膜进一步包括从其入流端延伸的可扩张的联接支架，该联接支架具有用于输送至植入位置的收缩状态和构造为向外附接到瓣环的扩张状态；使得具有处于其收缩状态的联接支架的心脏瓣膜前进至邻近瓣环的植入位置；和将联接支架塑性扩张至与瓣环接触并连接到该瓣环的扩张状态。该方法的一种实施例进一步包括将心脏瓣膜固定在具有近毂和通过其中的内腔的支托物上。该支托物安装在其中具有内腔的手柄的远端，以及该方法包括使球囊导管穿过手柄和支托物的内腔并进入心脏瓣膜内，和使球囊导管上的球囊膨胀从而扩张联接支架。可以将安装在支托物上的心脏瓣膜独立于手柄和球囊导管被封装。理想地，联接支架的收缩状态是圆锥形的，并且球囊导管上的球囊具有比其扩张近端更大的扩张远端，以便于向联接支架施加的扩张偏转大于向人工瓣膜施加的。在联接支架是圆锥形的方法中，联接支架可以包含多个可径向扩张撑杆，至少某些所述撑杆排列成行，其中离人工瓣膜最远的一行具有从收缩状态向扩张状态的最大扩张能力。该方法可以使用具有多个径向可扩张撑杆的联接支架，其中离人工瓣膜最远的一行具有交替的峰和谷。因此该联接支架的远端比联接支架的剩余部分扩张得更多，因此最远离人工瓣膜的一行中的峰向外突出到底部支架中的孔内。此处所描述的另一方面是用于输送心脏瓣膜的系统，该心脏瓣膜包括具有不可扩张、不可收缩的孔口的人工瓣膜以及从其入流端延伸的可扩张的联接支架，该联接支架具有用于输送至植入位置的收缩状态以及扩张状态。该输送系统包括连接到心脏瓣膜的近端的瓣膜支托物、具有球囊的球囊导管以及被构造为附接瓣膜支托物的近端且具有用于导管通过的内腔的手柄，其中球囊向远端延伸穿过手柄、经过支托物并穿过心脏瓣膜。在该系统中，人工瓣膜是优选地具有缝合环的商售瓣膜，其中联接支架附接到该缝合环。该输送系统中的联接支架的收缩状态可以是圆锥形的、朝着远端方向逐渐变细。 而且，球囊导管可以进一步包括在其远端上的大体锥形头部圆锥体，其贯穿心脏瓣膜并接合处于收缩状态的联接支架的远端。理想地，手柄包含可以串联联接在一起从而形成连续内腔的近端部分和远端部分，其中远端部分适于联接到支托物的毂，从而使得能够利用远端部分在与近端手柄部分连接之前手动操作心脏瓣膜。在一种实施例中，球囊导管和近端手柄部分与在近端部分内腔内的球囊被封装在一起。可替代地，独立于手柄和球囊导管来封装被安装在支托物上的心脏瓣膜。特别地当结合附图考虑时，权利要求和下面的说明书中陈述本发明的性质和优势的进一步理解，在附图中相似的零件具有相似的参考数字。现在将说明本发明，且参考示意性附图将理解本发明的其他优势和特征。在附图中图1是人类心脏的解剖前视图，其中一部分被剖视且以截面示出，从而观察内部心脏腔室和邻近的结构；图2是人类心脏中的一部分的解剖上视图，示出了右心房中的三尖瓣、左心房中的二尖瓣以及在其间的主动脉瓣，其中在心动周期的心室舒张(心室充盈)期间，三尖瓣和二尖瓣打开而主动脉瓣和肺动脉瓣关闭；图3是图2中所示的一部分人类心脏的解剖上视图，其中在心动周期的心室收缩 (心室排空)期间，三尖瓣和二尖瓣关闭而主动脉瓣和肺动脉瓣打开；图4是左心房和右心房的解剖学前透视图，其中一部分被剖视且以截面示出从而示出心脏腔室的内部和相关结构，例如卵圆窝、冠状窦和心大静脉；图5A-图5E是通过隔离的主动脉瓣环的剖视图，其示出了在升主动脉以下的一部分相邻左心室，示出了此处所公开的示例性整体式人工心脏瓣膜的无缝合展开中的许多步骤，即图5A示出了安装在球囊导管上的整体式人工心脏瓣膜，其前进到主动脉瓣环内的位置；图5B示出了在主动脉瓣环处在期望植入位置的整体式人工心脏瓣膜，其中球囊7导管前进得更远，从而使得头部圆锥体移动脱离与联接支架的接合；图5C示出了导管上的球囊，其被膨胀从而扩张且抵靠主动脉瓣环并在其下方展开扩口式联接支架；图5D示出了导管上的收缩球囊连同头部圆锥体一起从心脏瓣膜内移除；和图5E示出了完全植入的整体式人工心脏瓣膜；图6是用于输送该整体式人工心脏瓣膜的示例性系统的分解图；图7是图6中的输送系统的装配图，示出了头部圆锥体延伸到瓣膜联接支架的远端之外；图8是与图7相似的图，但是球囊导管向远端移动，从而使头部圆锥体脱离与联接支架的接合；图9A和图9B是装配在瓣膜支托物上的示例性整体式人工心脏瓣膜的透视图；图9C是图9A和图9B的组件的侧面正视图；图9D和图9E是图9A和图9B的组件的远端平面图和近端平面图；图IOA和图IOB分别示出了被示作处于扁平和管状扩展构造二者的示例性联接支架；图IlA-图IlB示出了处于扁平构造和管状扩展构造二者的具有不连续上端的可替代联接支架；图12A-图12D是另一可替代联接支架的平面图；图13A-图II是主动脉瓣环的立体分解图，其示出了在升主动脉下方的一部分相邻左心室，并示出了此处所公开的可替代整体式人工心脏瓣膜的展开中的许多步骤，即图13A示出了从存储和运输罐中移除之后且在内螺纹瓣叶分离护套附接到心脏瓣膜支托物期间的心脏瓣膜；图1 示出了在准备主动脉瓣环以用于接收心脏瓣膜的过程中的预备步骤，包括安装导向缝合线；图13C示出了被安装在输送手柄的远端部分上的心脏瓣膜，其沿着导向缝合线前进到主动脉瓣环内的位置；图13D示出了在置换缝合勒除器期间在主动脉瓣环处的期望植入位置的心脏瓣膜；图13E示出了手术镊，其向外弯曲缝合勒除器的上端以改善到心脏瓣膜和植入位置的通路；图13F示出了通过输送手柄、支托物和心脏瓣膜插入之前朝着植入部位下降的球
囊导管；图13G示出了在球囊膨胀之前配合的输送手柄近端部分和远端部分以及心脏瓣膜的联接支架下方的球囊导管的远端；图1 示出了球囊导管的球囊，其膨胀从而扩张联接支架；图131示出了收缩的球囊；图13J示出了在移除勒除器之后使导向缝合线下降的三个紧固件夹子；图1 示出了在移除导向缝合线期间完全植入的整体式人工心脏瓣膜，其中紧固件夹子固定在缝合环的近端面上；
图14和图15是装配在瓣膜支托物上的可替代整体式人工心脏瓣膜的上部透视图和下部透视图；图16是图14的瓣膜支托物的下部透视图；图17A-图17F是图14和图15的可替代整体式人工心脏瓣膜和支托物组件的数个平面图和正视图；图18A-图18C是图14-图17的心脏瓣膜的联接支架的正视图、俯视图和仰视图， 其第二末端处于收缩状态并形成圆锥形；图19A-图19D是图14-图17的心脏瓣膜的联接支架的正视图、俯视图和仰视图和透视图，其第二末端处于扩张状态并同样形成圆锥形；图20A-图20C是用于输送图14-图17的心脏瓣膜的系统的透视图、正视图和纵向剖视图，示出了处于膨胀构造的在球囊导管上的球囊并且省略了心脏瓣膜的联接支架；图21是图20A-图20C的输送系统的正视图，其具有心脏瓣膜的联接支架；图22是图21的输送系统的一些元件的分解图，但没有球囊导管、心脏瓣膜和支托物；图23是图20A-图20C的输送系统、心脏瓣膜和支托物的分解透视图；以及图24A-图24D是图20A-图20C的球囊导管和输送系统的近端手柄部分的透视图、 正视图和纵向剖视图。

14能是适合的。同样地，尽管优选的实施例包括可球囊扩张的联接支架36，但是在某些改进 (主要是针对输送系统)中可以替代地使用自扩张支架。在优选的实施例中，联接支架36 理想地是可塑性扩张的，从而提供更牢固的锚定物以便将瓣膜34固定到具有或不具有天然瓣叶的瓣环。可以如下所述利用球囊或机械扩张器来扩张支架。仍然参考图9A-图9E，支托物68包含前述的近端毂66和其上的较细的远端伸出 94以形成支托物的中心部分。三条腿96a、96b、96c周向围绕中心伸出94等距分隔开并从其径向向外突出，其包含内部撑杆98和外部连合台100。人工瓣膜34优选地包括多个(一般是三个)沿出流方向突出的连合102。尽管未示出，但连合台100优选地包括连合102的尖端能够适配在其中的凹陷。在一种实施例中，支托物68是由刚性聚合物形成的，例如迭尔林或聚丙烯，其是透明的从而增加植入过程的可见性。最好参考图9E，支托物68在腿96a、96b、96c之间呈现开口，从而为外科医生提供瓣叶86的良好可见性，并且腿的透明性进一步促进可见性和允许将光从中透过以最少化阴影。尽管此处并未详细地描述，但是图9E也示出了腿96a、96b、 96c中的一连串通孔，其允许连接缝合线以便穿过人工瓣膜34中的织物并跨过每个腿中的切割引导件。本领域中众所周知的是，当需要时，切断被连接到支托物68并穿过瓣膜的缝合线的中间段允许从瓣膜自由地拉出支托物。图9C和图9D示出了图9A和图9B中所示的稍微改进的联接支架36，其中更好地限定了撑杆90和轴向延伸的柱子92。具体地，柱子92比撑杆90稍宽且更强固，因为撑杆 90为支架36提供从所示的圆锥形状扩张为更大的管状构造的能力。而且，大体圆形的加强环104邻接瓣膜缝合环42。柱子92和环104 二者均进一步包括一连串通孔106，该一连串通孔106可以用于通过使用缝合线等而将聚酯下摆88固定到支架36。图IOA-图IOB示出了处于扁平构造和管状构造二者的示例性联接支架36，管状构造大体是扩张的形状。如上所述，网状撑杆90和加强环104连接三个大体轴向延伸的柱子92。多个均勻隔开的孔106提供锚定物以用于将聚酯下摆88 (参考图9B)保持就位。在所示的实施例中，网状撑杆90也包括一连串轴向延伸的撑杆108。连接到瓣膜的缝合环且由加强环104限定的联接支架36的上端沿着具有交替的弧形谷110和峰112的波状路径。 如图9C中所示，示例性的人工瓣膜34具有波状缝合环42，联接支架36的上端符合该波状缝合环42。在优选的实施例中，支架36的几何结构匹配波状缝合环42的几何结构。当然， 如果人工瓣膜的缝合环是平面的，那么联接支架36的上端也是平面的。还应当注意，图IOB 的管状形式是扩张构造的图解，不过球囊40可以过度扩张支架36的自由(下)端以至于其结束处呈现稍微圆锥形。图IlA和图IlB再次分别示出了扁平构造和管状构造的可替代联接支架120。与第一个实施例一样，联接支架120包括在一连串轴向延伸的撑杆IM之间延伸的网状撑杆 122。在该实施例中，所有轴向延伸的撑杆IM基本均是相同薄横截面尺寸。支架120的上端或连接端也包括加强环126，不过其被中断成由间隙隔开的一连串短长度段。上端限定了多个交替的谷1 和峰130，同时加强环1 的长度段限定峰。轴向延伸的撑杆IM与支架 120的上端的圆齿形同相位，且与峰及谷的中间一致。构成加强环1 的长度段之间的间隙允许支架120与许多不同尺寸的人工瓣膜34 相匹配。也就是说，大部分支架120是可扩张的且具有可变直径，并且在加强环126中提供间隙允许上端也具有可变直径，以便能够成形成匹配相应缝合环的尺寸。这降低了制造成本，因为不需要针对每个不同尺寸的瓣膜提供相应尺寸的支架。图12A是与联接支架120非常相似的进一步可可替代支架132的平面图，其包括被连接在一连串轴向延伸的撑杆136之间的网状撑杆134，并且通过由一连串短长度段的撑杆形成的加强环138来限定上端。与图IlA和图IlB的实施例形成对照，波状上端的峰具有与撑杆相对的间隙。另一种表示方法是轴向延伸的撑杆136与支架132的上端的圆齿形不同相，且与峰及谷的中间不对应。图12B又示出了示例性的联接支架140，其具有在轴向延伸的撑杆144之间的可扩张撑杆142以及上部加强环146。该轴向延伸的撑杆144与支架的上端的峰和谷同相位。 加强环146是之前描述这种环之间的混合，因为其绕其周边连续但是同样具有可变的厚度或金属线直径。也就是说，环146包含一连串由长度可变的较细跨接部分150连接的长度固定的撑杆长度段148，或换句话说，较细跨接部分150是可延展的。跨接部分150中的每个均被形成为具有半径，以便它们可以被弄直(拉伸)或更弯曲(压缩)。也可以在支架 142的上端内形成一连串孔152，从而当将支架固定到相应人工瓣膜的缝合环时，为缝合线或其他附接装置提供锚定点。在图12C中，可替代联接支架154与图12B中的支架140是相同的，只是轴向延伸的撑杆156与波状上端的峰和谷并不同相。图12D示出了联接支架160的进一步变型，其具有连接轴向延伸的撑杆164的一连串锯齿形的可扩张的网状撑杆162。与图IOA和图IOB中所示的形式一样，网状撑杆162 也由一连串轴向延伸的撑杆166连接，不过撑杆166比主要的轴向撑杆164更细。加强环 168同样比网状撑杆162粗，并且特征在于每个谷中的一个或更多个间隙170以便该环是不连续的且是可扩张的。可以利用在轴向延伸的撑杆164、166上的倒钩172、174来增强在联接支架160及其所处的瓣环组织之间的保持力。作为球囊的替代方案，机械扩张器(未示出)可以用于扩张上面所示的联接支架 36。例如，机械扩张器可以包括由注射器状仪器致动的多个可伸开指状物，可参考在上文中被并入的美国临时专利申请号61/139，398。指状物是轴向固定的，但能够相对于圆筒枢转或弯曲。活塞的远端的外部直径大于可伸开指状物的内表面所界定的直径，因此活塞相对于圆筒向远端移动会逐渐向外顶处于联接支架内的指状物。因此，术语“可塑性扩张”涵盖可以通过所施加的力而实质变形从而呈现不同形状的材料。虽然一些自扩张支架可以变形到超过其最大扩张尺寸的施加力所导致的程度，但是形状改变的主要原因是与塑性变形对照的弹性回弹。上面所述的整体式心脏瓣膜30可以被安装在球囊导管上前进到其上的植入位置，或是可以在瓣膜已经输送至瓣环之后引入球囊导管。图13A-图II示出了植入顺序， 其中外科医生首先将可替代整体式心脏瓣膜200输送至主动脉瓣环，且然后引入球囊导管从而展开联接支架202。应当理解，可以利用前述的心脏瓣膜30以及此处所公开的瓣膜和联接支架的任何组合来执行相同的过程。图13A示出了从存储和运输罐移除之后且内部有螺纹的瓣叶分离护套204附接到心脏瓣膜支托物206期间的整体式心脏瓣膜200。心脏瓣膜200与上面所述的心脏瓣膜30 是相似的，因为其包含人工瓣膜208和附接到其入流端并从该入流端突出的联接支架202。人工瓣膜208理想地具有由不可扩张的、不可收缩的瓣环支撑结构212和沿出流方向突出的多个连合柱214支撑的三个柔性瓣叶210。缝合线可渗透的环216界定人工瓣膜的入流端208。如上所述，人工瓣膜208包含一个或更多个元件构成的合成(金属和/或聚合物) 支撑结构，且其上覆盖有织物以易于附接瓣叶。在一个示例性的形式中，人工瓣膜208是商售的不可扩张的人工心脏瓣膜，例如Edwards Lifesciences公司的Carpentier-Edwards PERIMOUNT Magna 主动脉心脏瓣膜。下面将参考图14-图19描述整体式心脏瓣膜200的进一步细节。在图13A和接下来的过程图中，整体式心脏瓣膜200被定向成入流端在下且流出端在上。因此，术语入流和下有时可以互换使用，且术语出流和上也可以互换使用。而且， 根据外科医生首先输送心脏瓣膜入流端的视角来定义术语近端和远端，因此近端与上或出流意思相同，且远端与下或入流意思相同。瓣叶分离护套204安装到装配管子220。尽管未示出，但护套204优选地在轻微干涉的情况下卡配在管子220的末端，以便可以轻易地从其分离。也可以提供某些形式的最小闩锁。联接支架202具有连接到人工瓣膜208的入流端的第一端(未示出)和所示的处于收缩状态以用于输送至植入位置的第二下端222。在收缩状态，联接支架202呈现截头圆锥体形状，其中第二下端222限定一开口，该开口足够大以便接收瓣叶分离护套204且其间具有间隙。护套204包括内螺纹224，其配合在瓣膜支托物206的指向下的凸台2 上的外螺纹。技术员使管子220的末端上的护套204穿过支架第二端222，从入流侧分离柔性瓣叶210，并将护套旋到凸台2 上。一旦技术员牢牢地附接护套204，则可以将装配管子 220容易地从瓣膜200中拉出并移除。图13C中可见作为最终子组件。用这种方式附接瓣叶分离护套204提供了一些好处。首先且最重要的，护套204 限定了心脏瓣叶210水平面的通孔，以用于球囊导管从出流侧穿过。一般地，三个瓣膜瓣叶210遍及由支撑结构212限定的孔口，并具有大体沿着分开120°的三个线段汇集或“接合”的三个自由边，这三个线段在中心线处相交。这个构造呈天然瓣膜状，并且在允许血液沿一个方向流动但不会沿另一个方向流动方面执行得很好。尽管在使用中极其耐用，瓣膜瓣叶210是相对脆弱的且易于因为在植入过程中接触固体物体而受损，尤其是当瓣叶是由生物假体组织(例如牛心包膜或猪的异种移植物)制造而成时。因此，如下可见，分离护套 204打开瓣叶210，并提供在瓣叶和穿过瓣膜的球囊导管之间的保护性隔板。如果没有护套 204，则球囊导管将不得不强挤向后以穿过接合的瓣叶自由边。分离护套204的进一步好处是容易装配到支托物206。可以靠直觉通过瓣膜200附接到支托物206，并且移除装配护套 220是简单的。瓣膜220和支托物206组件在使用之前存储在一起，通常存储在戊二醛或其它防腐剂的存储溶液中。该分离护套204优选地没有预先附接到支托物206，从而避免由于与其长期接触而导致瓣叶210中的任何压痕。也就是说，瓣叶210以其松弛状态或接合状态被存储。图1 示出了准备主动脉瓣环AA用于接收心脏瓣膜200的预备步骤，包括安装导向缝合线230。示意性地示出的主动脉瓣环AA被隔离的，应当理解，为了简洁起见，并未示出各种解剖学结构。瓣环AA包括纤维性组织环，其从周围心脏壁向内突出。瓣环AA限定了在升主动脉AO和左心室LV之间的孔口。尽管未示出，但是天然瓣叶在瓣环AA处向内突出从而在孔口处形成单向瓣膜。瓣叶可以在进行手术过程之前被移除，或被保留在位置上，如上所述。如果移除了瓣叶，则也可以移除某些钙化的瓣环，例如通过咬骨钳。升主动脉AO 在瓣环AA处开始且具有三个向外的凸出部分或窦，其中两个居中在通向冠状动脉CA的冠状心门(开口)C0。以下将看到，重要的是定向人工瓣膜208，以便连合214并不对齐冠状心门CO且因此不阻塞冠状心门CO。外科医生将导向缝合线230附接在主动脉瓣环AA周围的三个均勻隔开的位置处。 在所示的实施例中，导向缝合线230附接到冠状心门CO下方的位置或对应冠状心门CO的位置(即，两个导向缝合线230对齐心门，且第三个缝合线居中在非冠状窦下方)。所示的导向缝合线230从出流或升主动脉一侧向入流或心室一侧两次穿过瓣环AA打圈。当然，取决于外科医生的喜好，可以使用其他的缝合方法或脱脂棉。图13C示出了导向缝合线230，其已经被固定以便每个导向缝合线230从瓣环AA 以成对的自由长度段延伸并离开手术部位。该整体式心脏瓣膜200安装在输送手柄的远端部分M0，且外科医生使瓣膜沿着导向缝合线230前进到主动脉瓣环AA内。也就是说，外科医生使得这三对导向缝合线230穿线通过缝合线可渗透的环216周围的均勻隔开的位置。 如果导向缝合线230，如图所示，在主动脉窦下方锚定到瓣环AA，那么导向缝合线230在瓣膜连合柱214之间的中途穿线通过环216。支撑结构212通常包括波状形状的交替连合和尖瓣，因此导向缝合线230在瓣膜尖瓣处穿过缝合线可渗透的环216。而且，该示例性的环 216具有波状入流侧，以便尖瓣位置在轴向上比连合位置厚，这提供了更多的材料来固定导向缝合线230。现在参考图13D，心脏瓣膜200被搁在主动脉瓣环AA处的期望植入位置。缝合线可渗透的环216理想地接触瓣环AA的主动脉一侧，因此被称为处于瓣环上方位置。与将环 216放置在瓣环AA内或瓣环下方形成对比，该位置使得能够选择更大孔口的人工瓣膜200， 其中根据定义环216围绕瓣膜孔口。外科医生将多个缝合线勒除器250沿导向缝合线230的每个自由长度段向下输送以接触缝合线可渗透的环216的上侧或出流侧。在植入手术过程期间，勒除器250能够对环216且因而对瓣膜200施加向下压力，这有助于保证将环216良好地被搁置在瓣环AA上。 可以理解，勒除器250也提供围绕每个柔性导向缝合线230的刚性外壳，这有助于避免与下降的球囊导管缠结。因为存在三个导向缝合线230和六个自由长度段，所以可以使用六个勒除器250，然而也可以使用更多或更少的勒除器。勒除器250 —般是医用塑料的类似吸管的管状构件。在图13E中，可以看见手术镊252夹住缝合线勒除器250的上端，并使一对向外弯曲，从而提供进入心脏瓣膜200和植入部位的通路。图13F示出了在球囊导管260前进之前所有成对缝合线勒除器250均向外弯曲。尽管下面将更详细地描述，但是输送系统包括前述的手柄远端部分对0，以用于操控在支托物206上的心脏瓣膜200。远端部分240是管状的，并限定了用于接收球囊导管260的内腔M2，其中在球囊导管260远端具有处于未膨胀状态的球囊262。现在参考图13G，示出的输送手柄近端部分244与远端部分240配合，以及在球囊膨胀之前远端球囊262延伸超过心脏瓣膜200的联接支架202。图13H和图131示出了球囊导管沈0的球囊沈2的膨胀和收缩，其使得联接支架 202抵靠瓣环AA和一部分左心室LV塑性扩张。下面将进一步说明，球囊沈2以圆锥形外表面扩张，以便支架202的第二下端222向外扩张的比第一端更宽。最终的扩张支架202形成截头圆锥体表面。随后，如图13J中所示，在移除勒除器250之后，外科医生将三个紧固件夹子270 沿着导向缝合线230向下输送。图1 示出了完全植入的单个人工心脏瓣膜200，其中紧固件夹子270被固定在缝合线可渗透的环216的近端面上，并示出了导向缝合线230的移除。 许多方法都可以用于将成对导向缝合线230固定在环216的出流侧上，包括传统的打结方法，然而紧固件夹子270符合缩短植入手术过程这一总目的。包含导向缝合线230主要是确保瓣膜200的适当旋转取向，如上所述，但是也有助于将瓣膜200固定在瓣环AA处的合适位置。也就是说，在输送瓣膜200之后可以可选地移除导向缝合线230，以便锚定瓣膜的唯一装置是扩张的联接支架202。如果不是完全无缝合线，则后一种选择将导致真正的“没有结的”瓣膜附接。所示具有紧固件夹子270的构造消除了对缝合线打结的需要，并将导向缝合线 230放置在天然瓣膜和人工假体的尖瓣使得夹子与缝合线分离，因此提高了可通达性。即使代替夹子270使用打结，仍可以将打结数降低到在连合柱之间三个打结，而不是之前所述的多个打结(12-M个)，其中所述多个打结中的某些处于连合柱后面。使用三个缝合线正确地定位瓣膜200，且将缝合线居中在连合柱之间最易于通达以便打结，因为尖瓣在瓣环内的最低点。将结(或夹子)放置在瓣环中的最低点也有助于使冠状动脉闭塞的风险降到最小。关于图14-图19更详细地理解了整体式心脏瓣膜200和支托物206。关于图14 和图15，示出包括人工瓣膜208和联接支架202的心脏瓣膜200，其被附接到支托物206，由图16单独地示出支托物。在图17A-图17E中也可以看到组件。如上所述，人工瓣膜208具有由不可扩张、不可收缩的瓣环支撑结构212和多个沿出流方向突出的连合柱214支撑的三个柔性瓣叶210，同时缝合线可渗透的环216界定其入流端。在一种实施例中，心脏瓣膜200是商售的具有缝合环216的不可扩张的人工心脏瓣膜 208，例如 Carpentier-Edwards PERIMOUNT Magna Aortic Bioprosthesis Valve，其被附接到由织物(例如，涤纶)下摆218加衬并/或覆盖的预皱缩渐细不锈钢联接支架202， 如图15所示。下面关于图18-图19的详细支架附图示出了外部织物覆层或护套。如图16所示，支托物206包括中心管状主体，该主体具有在下端上的指向下的凸台226、在上端上的指向上的毂227、毂下方的窄管状部分228以及具有三个指向外的锚定指状物229的部分(参考图14)。如上所述，连续圆筒形内腔从顶部到底部延伸了支托物 206的长度，以用于球囊导管沈0的远端通过。指状物2 包括将描述的锚定结构，该锚定结构允许附接到人工瓣膜208上的每个直立的连合柱214。图16示出了指向下的凸台226，其具有外螺纹以用于与瓣叶分离护套204配合。 三个间隙231使得凸台2 与每个锚定指状物2 的向下延伸部分分离，并为管状护套204 提供瓣环空隙。在每个锚定指状物229的内表面上提供的小棘齿232接触分离护套204的外部，并优选地接触其表面粗糙部分，并提供抵抗旋转的摩擦从而将护套固定在凸台上。从底部看，每个齿232沿顺时针方向向内悬出，以便允许护套204被容易地旋上，但是存在阻碍沿逆时针方向旋开护套的阻力。每个锚定指状物2 包括大体平坦的下面233，该下面233在外边缘上由向下延伸的U-型轨道234加框。多个通孔235通过每个指状物2 轴向延伸到上表面，如图17D 中所示。特别地，第一对通孔23 从上切割引导件236径向向内开口，第二对通孔23 从切割引导件径向向外开口。最好参考图15，每个连合柱214的尖端均在U-型轨道234内接触一个锚定指状物2 的下面233。连合柱214优选地由织物覆盖，或是其他方式缝合线可渗透的，且缝合线(未示出)用于将柱214固定到锚定指状物229的底侧。缝合线穿过第一对通孔23 和第二对通孔23 ，以便中部延伸跨过切割引导件236中的间隔开的槽口 237(再次参考图17D)。通过将缝合线的自由端固定在支托物206，例如固定在指状物229 的底侧上，解剖刀可以用于切断延伸跨过切割引导件236中的切割井238的中部，从而将连合柱214从支托物释放。切断所有三个缝合线会将人工瓣膜208从支托物206释放。图17A-图17F示出了优选的缝合线可渗透的环216，其界定了人工瓣膜208的入流端。环216限定了相对平的上面239和波状的下面Ml。瓣环支撑结构212的尖瓣在与下面241限定峰的位置相反的位置处邻接上面239。相反地，瓣膜连合柱214与下面241限定谷的位置对齐。下面Ml的波状有利地匹配瓣环AA的主动脉侧的解剖轮廓，即，匹配瓣环上方搁置处。环216优选地包含缝合线可渗透的材料，例如滚压的合成织物或由合成织物覆盖的硅树脂内核。在后一种情况中，硅树脂可以被模制成限定下面241的轮廓，且织物覆层与之相符。在制造过程中联接支架202(图18-图19中分别示出的)以如下方式优选地附接到缝合线可渗透的环216，即保持环的完整性并防止减少瓣膜的有效孔口面积(EOA)。理想地，联接支架202将以保持环轮廓的方式连续地缝合到环216。关于这点，缝合线可以穿过沿着支架202的上端或第一端245排列的孔或孔眼M3。其他连接方法包括从支架向内延伸的尖头或钩子、打结、维可牢尼龙搭扣、卡咬连接件、粘合剂等。可替代地，联接支架202 可以更加刚性地连接到人工瓣膜208内的刚性元件。在图18A-图18C中可以更详细地看到处于收缩状态的可塑性扩张的联接支架 202，并且在图19A-19D中可以更详细地看到处于扩张状态的可塑性扩张的联接支架202。 联接支架202的一般功能是提供用于将人工瓣膜208附接到天然主动脉根的装置。该附接方法试图作为将主动脉瓣生物假体缝合到主动脉瓣环的现有标准手术方法的替代性方法， 且实现该附接方法需要更少的时间。进一步，该附接方法通过省去大部分但不是所有的缝合线而改善了易用性。利用球囊导管来扩张和展开由织物(例如，涤纶)下摆覆盖的支架，从而实现装置附接到天然瓣膜结构。在图17F和图18-图19中，织物下摆218围绕支架202的外侧，并以虚线形式示出，但是也可以提供在支架的内侧上。该护套218的主要功能是有助于防止瓣周泄漏并提供将在主动脉瓣叶(如果被保留在位置上的话)和/或主动脉瓣环上的任何钙化结安全地封装起来的装置。最好参考图17F，瓣膜200的优选实施例包括覆盖整个入流联接支架202的织物护套218，且结合了在ID、两端和部分OD上的聚四氟乙烯编织织物。最接近缝合环216的部分OD也用PET编织织物覆盖从而密封漏隙。覆盖整个联接支架202消除了暴露的金属，并降低了血栓栓塞事件和磨损的风险。支架202 可以与 Edwards SAPIEN Transcatheter Heart Valve 中使用的可扩张的不锈钢支架相似。然而，材料并不限于不锈钢，也可以使用其他材料，例如钴铬合金等。
图18A-图18C示出了处于其预褶皱渐细构造的支架202，这有助于插入通过钙化的天然主动脉瓣(参考图13C)。支架下边缘222绘制了比上端或第一端245所绘制的圆形直径更小的圆形。上端245沿着大体对应缝合线可渗透的环216的底侧241的波状轮廓的、具有峰和谷的波状路径(参考图1 。支架202的中部与图12B中所示的支架140稍微相似，并具有在轴向延伸的撑杆247之间的三行齿状的可扩张的撑杆M6以及较粗的金属线上端M5。该轴向延伸的撑杆247与支架的上端M5的峰和谷同相位。由上端M5限定的加强环围绕其周边连续，并具有由前述眼孔M3中断的基本恒定的厚度或金属线直径。被覆盖的支架202的上端245的最小I. D.(内直径)将始终大于支架202所附接的人工瓣膜208的I. D.。例如，如果上端245固定到缝合线可渗透的环216(其围绕瓣膜的支撑结构212)的底侧，那么根据定义，其将大于支撑结构212的I. D.。图19A-图19C示出了在将心脏瓣膜200锚定到钙化的天然主动脉瓣(参考图13K) 的、处于扩张构造的支架202。在图19C中看到从图18C的收缩尺寸扩张的支架下端222’。 应当注意，形状不是精确的圆形，使用术语“直径”限定收缩大小和扩张大小必然是近似的。 下面将进行说明的是，手术过程理想地包括将支架202从其最初的图18A的圆锥形扩张为其最终的图19A的圆锥形的成形扩张球囊沈2。在扩张步骤中，球囊262主要向支架202的下部施加更大的向外的力，因此上端245基本保持不变。这可以防止支架202所附接的缝合线可渗透的环216变形。应当理解，可塑性扩张的支架202为心脏瓣膜200理想地提供充足的锚定力，并且也允许瓣环本身稍