由三重系绳形成的具有预定曲率的内置假体的制作方法

动脉瘤是动脉壁的一层或多层的异常扩张，其通常通过由于高血压导致的动脉壁的硬化或其它系统性缺陷（诸如主动脉夹层）导致的结构缺陷引起。在通向心脏的主动脉中，当胸主动脉的动脉壁由于由心脏泵送的血液的压力而被削弱时，可能发生胸主动脉瘤（TAA）。在胸部X光或超声波下，TAA通常呈现为大肿胀或隆起。当保持不治疗时，动脉瘤可能破裂，从而通常引起迅速致命性出血。

如腹主动脉瘤的情况那样，治疗胸腔主动脉中的动脉瘤的广泛接受的方法是手术修复，其涉及用假体装置代替动脉瘤部段。如上文所述，该手术是具有相关联的高风险并且具有相当高的死亡率和发病率的重大任务。

手术修复的一种替代方案是使用血管内治疗，即导管引导的、用于治疗动脉瘤（具体地用于TAA）的技术。血管支架的发展促进了这种治疗，其中血管支架能够并且已经与标准的或薄壁的移植材料结合使用，以形成支架移植物或内置移植物。更少的侵入性治疗的潜在优势包括减小的手术发病率和死亡率连同更短的住院期和重症监护病房停留期。

使用TAA的一个问题是由于缺乏沿主动脉的内侧曲线的支架移植物与主动脉壁的并置而引起的明显内漏。这被认为是由主动脉弓中的支架移植物的放射学图像中的“鸟喙”（本文在图7中示出）引起的。简而言之，鸟喙通常是在支架移植物的外表面和主动脉壁的内表面之间的三角形楔形部。鸟喙被认为导致内渗和脉管系统的正常流体动力学的破坏，如F. Auricchio等人在于2014年1月24日公布的“Patient-specific analysis of post-operative aortic hemodynamics: a focus on thoracic endovascular repair （TEVAR））”所描述的那样。

技术实现要素：

因此，我已设计据信迄今在现有技术中尚不可获得的一种改进的内置假体。我的改进是用于动脉瘤的修复的内置假体。具体地，提供一种胸血管内植入物，其包括大体管状的移植物、多个支架箍和至少一条缝合线。大体管状的移植物沿纵向轴线从第一开口延伸到沿纵向轴线间隔分开的第二开口。多个支架箍附接到移植物以限定支架移植物。支架箍中的每个均具有围绕纵向轴线布置的正弦构造，并且其中顶点沿纵向轴线间隔分开。一个支架箍的顶点沿纵向轴线与相邻的另一支架箍的相邻顶点以预定距离间隔分开。至少一条缝合线将一个支架箍的一个顶点连接到另一支架箍的两个顶点，以减小预定距离，使得支架移植物在约束和压缩构造中总体是线性的，并且当在身体血管中呈未压缩构造时远离纵向轴线弯曲。

在又一变型中，提供一种血管内植入物，其包括大体管状的移植物、多个支架箍和至少一条缝合线。大体管状的移植物沿纵向轴线从第一开口延伸到沿纵向轴线间隔分开的第二开口。多个支架箍附接到移植物以限定支架移植物。支架箍中的每个均具有围绕纵向轴线布置的正弦构造，并且其中顶点沿纵向轴线间隔分开。一个支架箍的顶点沿纵向轴线与另一支架箍的相邻顶点以预定距离间隔分开。至少一条缝合线将一个支架箍的一个顶点连接到另一支架箍的两个顶点以减小预定距离，使得在压缩或卷曲构造（如在血管中输送之前在导管鞘内侧）中，支架移植物如通常的支架移植物的情况那样大体线性地延伸。然而，在身体血管中在释放构造（在导管鞘中未受约束）中，支架移植物原位自调整以便弯曲远离纵向轴线，从而顺应身体血管并减少支架移植物的一端与身体血管的内表面之间的间隙的形成。

除了上文描述的实施例之外，能够结合其利用下文叙述的其它特征。例如，至少一条缝合线包括三条缝合线，其中每条缝合线将一个支架箍的一个顶点连接到另一支架箍的两个顶点；一个支架箍的一个顶点布置在另一支架箍的两个顶点之间；支架移植物沿约为3厘米的半径弯曲。曲率半径限定虚拟圆的弧形部分，其中弧形部分包括近似45度的角度；大体管状的移植物包括选自由尼龙、ePTFE、PTFE、涤纶及其组合构成的集合的合成材料；大体管状的移植物包括小于支架箍的外径的大体恒定的内径；大体管状的移植物包括至少一个外展的端部；多个支架箍布置在支架移植物的内表面上；预定距离包括从约1 mm至约2 mm之间的任何值中选择的距离；构造有固持倒钩的另一支架箍连接到移植物的头侧端（cranial end）。

附图说明

从如附图中所图示的本发明的优选实施例的以下更具体的描述中将显而易见到本发明的前述和其它特征和优点。

图1A图示用于TAA的示例性植入物，其被示出为在输送导管内侧处于其约束或未展开构造中；

图1B图示在植入物的头侧部分中使用的支架箍；

图1C图示在植入物的主体中使用的支架箍；

图2图示处于完全展开或无约束构造中的图1A的植入物；

图3是图2中使用的三重系绳（tri-tether）连接的特写；

图4是图2的原型的平面视图；

图5图示图1A中的植入物的又一实施例；

图6图示图1A的又一植入物；

图7是用于TAA的已知支架移植物的特写放射摄影图像。

并入本文并且构成本说明书的一部分的附图图示本发明的当前优选的实施例，并且连同上文给出的大体描述和下文给出的详细描述，用以解释本发明的特征（其中同样的数字表示同样的元件）。

具体实施方式

应参考附图阅读以下详细描述，附图中，不同附图中的同样的元件具有相同的编号。不必然按比例绘制的附图描绘了选定的实施例，并且不旨在限制本发明的范围。详细描述以示例而非限制的方式说明本发明的原理。该描述将明确地使本领域技术人员能够制造和使用本发明，并且描述了本发明的若干实施例、改型、变型、替代方案和用途，包括目前被认为是执行本发明的最佳模式的那些内容。。

如本文所使用的，对于任何数值或范围而言，术语“大约”或“近似”表示合适的尺寸容差，其允许零件或部件的集合针对如本文所描述的其预期目的起作用。更具体地，“大约”或“近似”可指代所陈述值的±50％的值的范围，例如，“大约50％”可指代从51％到99％的范围。此外，如本文所使用的，术语“患者”、“宿主”、“用户”和“受试者”指代任何人类或动物受试者，并且不旨在将系统或方法限制于人类使用，尽管本发明在人类患者中的使用代表优选的实施例。术语“头侧”或“足侧”的使用在本申请中被用于指示相对于接受植入物的人的相对位置或方向。在被应用于“头侧”时，该术语指示更接近心脏的位置或方向，同时术语“足侧”指示更远离该受试者的心脏的位置或方向。

图1A中示出能够被用在胸主动脉瘤中的血管内植入物100。植入物100包括三个部件：移植物200、支架箍300和缝合线400。如图1A中所示，植入物100处于约束状态，诸如在展开前处于输送导管中。在该第一状态中，植入物100具有小的外径，同时被约束为线性构造。在植入物100未被支撑的无约束（或扩张的）状态中，如本文在图4中所示的，植入物100（根据本发明）自动地采取曲线构造，其中植入物的一部分是线性的并且另一部分是大体弯曲的。因此，我的发明的优点是以下能力：当处于导管中时被约束以便顺应线性构造，而且当不受约束时，植入物100采取预定的曲线构造，其缓解或实际上缓解如图8中所示的已知TAA支架移植物中的“鸟喙”的形成的缺点。

返回参考图2，移植物200能够是沿纵向轴线L-L从第一开口202延伸到沿纵向轴线L-L间隔分开的第二开口204的大体管状的移植物200。移植物200可由与生理流体生物相容的合适的合成材料形成。具体地，移植物200的材料选自主要由尼龙、ePTFE、PTFE、涤纶及其组合构成的集合。在一个实施例中，大体管状的移植物200可具有大体恒定的内径。替代性地，移植物200可包括作为植入物100'的一部分的至少一个外展的端部部分201（图5）。在将移植物部件附接到支架箍之前，通过将移植材料放置在成形心轴上并在表面中热形成凹口来在支架位置之间形成卷曲。在图2中所示的示例性实施例中，卷曲槽140为约一毫米（“mm”）至约两毫米长和0.5 mm深。在这些尺寸的情况下，血管内移植物能够在维持开放腔的同时弯折和屈曲。而且，在将移植材料附接到支架箍之前，移植材料被切割成一形状以顺应支架箍的形状。在一个示例性实施例中，用于移植材料的织物是四十旦尼尔（旦尼尔以九千米长丝或纱线的克数限定）、二十七根长丝聚酯纱线，其具有每面每厘米约七十至一百根经纱（end yarn）和每面每厘米三十二至四十六根纬纱（pick yarn）。在这种编织密度下，移植材料对于流动通过壁的血液而言是相对不可渗透的，但是相对薄，壁厚度在近似0.08至近似0.12 mm之间。

如图2中示意性地所示的，多个支架箍300（从足侧端到头侧端标记为300a-300f）附接到移植物200，以限定支架移植物100（包括100'和100''）。支架箍300能够布置在移植物200的外表面上。在优选实施例中，支架箍300布置在移植物200的内表面上并且与缝合线固持件10或粘合剂附接。应当理解的是，固持件10（呈粘合剂或缝合线的形式）被用在支撑箍300a-300e的其余部分中。替代性地，支架箍能够被固定在内管状移植物和外管状移植物之间，即夹层设置。为了确保用于支撑身体血管的内表面的足够的径向扩张力，支架箍300可具有大于移植物的内径的外径。在支架移植物100的远端处，通过将支架箍的一部分附接到移植物200，能够使支架箍300（或302）用作锚固件。在期望至身体血管（例如，在胸动脉中）增加固持的情况下，能够提供具有倒钩或弯钩300b（图1C）的支架箍302。支架箍302的构造允许使弯钩302b在输送到身体血管内之前借由眼孔300a缩回。支架箍302的细节在2009年9月24日提交的美国专利公开No. 2011/0071614中提供，该文献通过引用并入本文。

参考图1B和1C，支架箍300中的每个（或支架箍300和302的组合）均可具有围绕纵向轴线L-L布置的正弦形或Z字形构造（如由虚线Z所指示的）。每个支架箍的Z字形构造Z提供沿纵向轴线L-L间隔分开的顶点AP。如图1B和1C中所示，每个箍（300或302）的顶点AP限定围绕纵向轴线L-L的两个相应的间隔分开的周边20a和20b。

返回参考图2，由一个支架箍300的顶点AP限定的周边（20a或20b）然后沿纵向轴线L-L以预定距离y与由另一支架箍300的顶点限定的周边（20b或20a）间隔分开。在图2的底部处能够看到针对足侧支架箍300a和300b的每个单独的支架箍300与相邻的支架箍300之间的该间隔距离y。对于支架箍300a和300b，箍并非直接连接到彼此，而是经由移植物100连接到彼此。然而，对于接近头侧端的其余支架箍300c、300d、300e和300f，提供至少一条缝合线400以将一个支架箍（300f）的一个顶点（AP1）连接到另一支架箍（300e）的两个顶点（例如AP2和AP3）。

如在图2和图3中能够看出的，这种额外连接将预定距离y减小到更小的大小（例如，y1，y2，y3 ...），使得至少一个支架箍（并且由于支架箍经由固持件缝合线10被固定到移植物），将支架移植物100拉离纵向轴线L-L。这允许移植物100（图4）从纵向轴线L-L弯离。取决于距离y1、y2或y3，支架移植物100能够紧密地顺应身体血管，并减少支架移植物100的一端（202或2004）与身体血管之间间隙的形成（即，图8中所示的鸟喙）。在优选实施例中，存在三条缝合线400，其中每条缝合线将一个支架箍的一个顶点连接到另一支架箍的两个顶点，以限定“三重系绳”连接500。也就是说，我的三重系绳构造确保一个顶点（箍300f的AP1）布置在用缝合线400链接在一起的两个顶点（箍300e的AP3和AP3）之间，如本文在图2和3中所示。三重系绳优选地构造成使得一个支架箍的中部顶点AP1沿可以平行于纵向轴线L-L的轴线W-W与其它支架箍300e和300f的相应顶点AP1对齐。然而，应当注意的是，本发明的实施方案不限于三条缝合线400。一个支架箍（例如，300f）的一个顶点（例如，AP1）也不需要布置在其它支架箍（例如，300e）的两个顶点之间（例如， AP2和AP3）。顶点和缝合线的其它构造和取向也落在本发明的范围内，诸如例如缝合线400位于移植物200的内表面上，或利用少于三个三重系绳连接500。

应当注意的是，连接件400不需要如图3中所示的那样连接到相应的顶点，而且能够经由合适的固持件（诸如例如弯钩或眼孔等）连接到偏离顶点的位置处。

取决于缝合线的数量和间隔距离y1、y2、y3 ...等，能够实现不同的曲率半径。例如，如图4中所示，支架移植物100沿支架移植物100的长度L1的近似1/2的曲率半径R（即，R〜0.5L1）弯曲。具体地，曲率半径R限定虚拟圆的弧形部分，使得弧形部分包括从正交的支架箍周边20b（例如，支架移植物部段S5）至端部支架移植物部段（例如，S1）测得的近似30到70度的夹角θ。在示例性构造中，曲率半径R提供大约45度的夹角θ，其中夹角θ是针对每个支架移植物部段（即， S1-S4）相对于相邻部段支架移植物部段的夹角θ1、θ2、θ3、θ4等之和。一个优选的实施例可以具有大约3 cm的半径，而且当获知本发明的原理时，本领域技术人员能够利用其它值。也就是说，曲率R不限于如本文所述的大约3 cm。这是由于生物解剖结构中的变化。因此，曲率R取决于本发明的实施例将被利用于其的解剖结构的特性，并且因此除了本文描述和图示的构造之外，还能够设计和利用许多不同的大小。

本设计的许多益处之一是在约束或压缩构造中，植入物的整体轮廓（或当在侧视横截面视图中观察支架移植物时的厚度）中不存在增加。该优点是由于本申请中教导的设计特征的组合，其允许在输送阶段中轮廓实际上不增加，而且一旦在身体血管中展开就允许预先构造的弯曲。

应注意的是，尽管图1A-1C和2-6中示出了一个曲线构造，但是在本发明的范围内也能够利用其它曲线构造。例如，如图6中所示，通过在图6中的支架移植物100’’上指示的某些位置处实施三重系绳连接500以实现期望的曲率能够实现S-弯曲构造。应注意的是，该实施例能够被用于曲折的血管，并且因此不限于在主动脉中的使用。

应当注意的是，在用于动脉瘤的内置假体的应用中，缝合线400可以是非生物可再吸收的材料。在其它应用中，缝合线400可以由生物可再吸收材料形成。合适的生物可降解材料可以包括聚合物，诸如聚乳酸（即PLA），聚乙醇酸（即PGA），聚二恶烷酮（即PDS），聚羟基丁酸酯（即PHB），聚羟基戊酸酯（即PHV），以及共聚物或PHB和PHV的组合（作为Biopol®可商业地获得），聚己内酯（作为Capronor®可获得），聚酐（主链或侧链中的脂肪族聚酐或者侧链中的具有苯的芳族聚酐），聚原酸酯，聚氨基酸（例如聚L-赖氨酸，聚谷氨酸），假聚氨基酸（例如，具有改性的聚氨基酸的主链），聚氰基丙烯酸酯或聚磷腈。如本文所使用的，术语“生物可再吸收”包括合适的生物相容性材料，通过存在于生物组织中的试剂降解成其它通常无毒的材料（即，经由合适的机制生物可降解，诸如例如水解），或者通过细胞活动（即，生物再吸收、生物吸收或生物可再吸收的），通过本体降解（bulk degradation）或表面降解（即，生物侵蚀，诸如例如通过利用在与生物组织或流体接触时可溶于水的水不溶性聚合物）被移除的材料或材料的部分组分的混合物，或上述生物可降解、生物可侵蚀或生物可再吸收材料中的一者或多者的组合。在其它应用中，缝合线400可以是诸如形状记忆金属或聚合物的形状记忆材料。

缝合线10或400能够输注或装载有生物活性剂以辅助愈合反应或实现期望的生理反应。例如，生物活性剂诸如抗凝血剂（例如肝素、华法林等），抗增殖/抗有丝分裂剂，包括天然产物，诸如长春花生物碱（即长春花碱、长春新碱和长春瑞滨）、紫杉醇、鬼臼毒素衍生物（epidipodophyllotoxins）（即依托泊苷、替尼泊苷）、抗生素（放线菌素（放线菌素D）、柔红霉素、阿霉素和伊达比星）、蒽环类抗生素、米托蒽醌、博来霉素、普卡霉素（光辉霉素）和丝裂霉素，酶类（系统地代谢L-天冬酰胺以及去除不具有合成其自身的天冬酰胺的能力的细胞的L-天冬酰胺酶）；抗血小板剂诸如G（GP）Ⅱb/Ⅲa抑制剂和玻璃粘连蛋白受体拮抗剂；抗增殖/抗有丝分裂烷化剂诸如氮芥（二氯甲基二乙胺、环磷酰胺及其类似物、美法仑、苯丁酸氮芥）、氮丙啶和甲基蜜胺（六甲基蜜胺和塞替派）、烷基硫酸酯-白消安、亚硝基脲 （卡莫司汀（BCNU）及其类似物、链左星）、三氮烯—达卡巴嗪（DTIC）；抗增殖/抗有丝分裂抗代谢物诸如叶酸类似物（甲氨蝶呤）、嘧啶类似物（氟尿嘧啶、氟尿苷和阿糖胞苷）、嘌呤类似物和相关抑制剂（巯嘌呤、硫鸟嘌呤、喷司他丁和2-氯脱氧核苷{克拉屈滨}）；铂配位络合物（顺铂、卡铂）、丙卡巴肼、羟基脲、米托坦、氨鲁米特；激素类（即雌激素）；抗凝血剂（肝素、合成肝素盐以及其它凝血酶抑制剂）；纤维蛋白溶解剂（诸如组织纤维蛋白溶酶原激活剂、链激酶和尿激酶）、阿司匹林、双嘧达莫、噻氯匹定、氯吡格雷、阿昔单抗；抗迁移剂；抑制分泌剂（布雷菲尔德菌素（breveldin））；抗炎剂：诸如肾上腺皮质类固醇（氢化可的松、可的松、氢氟可的松、泼尼松、泼尼松龙、6α-甲基泼尼松龙、曲安西龙、倍他米松以及地塞米松）、非甾体药剂（水杨酸衍生物即阿司匹林；对氨基苯酚衍生物即对乙酰氨基酚）；吲哚和茚乙酸（吲哚美辛、舒林酸、和依托度酸）、杂芳基乙酸（托美丁、双氯芬酸和酮咯酸）、芳基丙酸（布洛吩及其衍生物）、邻氨基苯甲酸（甲芬那酸和甲氯芬那酸）、烯醇酸（吡罗昔康、替诺昔康、保泰松以及羟基保泰松）、萘丁美酮、金化合物（金诺芬、金硫葡糖、硫代苹果酸金钠）；免疫抑制剂：（环孢霉素、他克莫司（FK-506）、西罗莫司（雷帕霉素）、硫唑嘌呤、麦考酚酸吗乙酯）；血管生成剂：血管内皮生长因子（VEGF）、成纤维细胞生长因子（FGE）；血管紧缩素受体阻断剂；一氧化氮供体；反义寡核苷酸及其组合；细胞周期抑制剂、mTOR抑制剂以及成长因子信号转导激酶抑制剂；类视黄醇；细胞周期蛋白/CDK抑制剂；HMG辅酶还原酶抑制剂（他汀类）；和蛋白酶抑制剂。

本文所描述的所有支架箍均是大体管状的元件，其可利用任何数量的技术和任何数量的材料形成。在优选的示例性实施例中，所有支架箍均由镍-钛合金（镍钛诺），形状设定激光切管形成。

用以覆盖所有支架箍的移植材料可由任何数量的合适的生物相容性材料制成，包括形成聚酯、聚四氟乙烯、硅酮、聚氨酯和超轻重量聚乙烯的编织、编结、缝合、挤压或铸造材料，诸如可以以商业指称SPECTRA ^TM商业上获得的那些材料。材料可以是多孔的或无孔的。示例性材料包括由DACRON^TM或其它合适的PET型聚合物制成的编织聚酯织物。

如上文所述，移植材料附接到支架箍的每个。移植材料可以以任何数量的合适方式附接到支架箍。在示例性实施例中，移植材料通过缝合线附接到支架箍。

取决于支架箍位置，可针对固持件缝合线10利用不同类型的缝合线结。用于缝合线10或缝合线400的缝合线结的各种实施例的细节能够在于2009年9月24日提交的美国专利申请公开No. US20110071614中找到，其如同在本文中所阐述的那样通过引用并入本文。

虽然已就具体变型和说明性附图描述了本发明，但本领域普通技术人员将认识到的是，本发明不限于所描述的变型或附图。此外，在上述方法和步骤指示某些事件以某种顺序发生的情况下，本领域普通技术人员将认识到可修改某些步骤的顺序，并且这种修改符合本发明的变型。另外，当可能时，步骤中的某些可以以并行处理方式同时执行，以及如上文所述的那样依次执行。因此，在存在处于本公开的精神内或等价于权利要求中发现的本发明的本发明的变型的程度上，预期的是该专利也将涵盖这些变型。