一种心脏瓣膜支架及其假体的制作方法

1.本发明涉及一种介入式医用假体，尤其涉及一种心脏瓣膜支架及其假体。


背景技术：

2.人的心脏内有四个瓣膜，包括主动脉瓣、肺动脉瓣、二尖瓣和三尖瓣。它们均起单向阀门作用，在血液循环中随着心脏节律性的收缩和舒张，心脏瓣膜也节律性的开放和关闭，使血液顺利通过瓣口并阻止反流，从而使血液在体内按一定的方向循环流动，以维持循环系统的正常功能。当心脏瓣膜发生炎症时，会引起结构的损坏、纤维化、粘连、缩短，粘液瘤样性变性，缺血性坏死，钙质沉淀；另外先天性发育畸形等也会使瓣膜发生病变，影响正常的血液循环，医学上称之为心脏瓣膜病。65岁以上老年人中，由于主动脉瓣退行性变所致的主动脉瓣狭窄(aortic stenosis，as)发生率达10％，其中最常见的类型是钙化性主动脉瓣狭窄(calcific aortic stenosis，cas)。
3.心脏瓣膜介入手术是近年来快速发展的医学技术，其原理是通过微创伤的形式，经心尖或者血管将瓣膜假体植入原生瓣膜位置并替代之，最终达到治疗患者的目的。该手术具有创伤小、恢复快、风险低等特点，特别适合高龄心脏瓣膜患者。经导管主动脉瓣膜植入术(transcatheter aortic valve implantation，tavi)是针对主动脉瓣膜疾病的一类心脏瓣膜介入治疗方法，其主要用于治疗主动脉瓣狭窄类、主动脉瓣关闭不全类心脏瓣膜病。
4.目前，共有两大类主动脉瓣膜支架系统已被投入临床应用，一类是由刚性材料形成支架主体结构、需依赖球囊扩张方式释放的瓣膜支架；另一类是由记忆金属材料形成支架主体结构、采用支架自膨胀进行体内释放。依赖球囊扩张方式释放的瓣膜支架为经心尖植入，自膨胀式瓣膜支架为经外周血管路径植入，由于经外周血管路径植入创伤小，患者恢复更快，更受欢迎，且相对球囊扩张方式释放，自膨胀式释放对血流动力学的影响更小。除此之外，自膨胀式支架还具备可调整和可回收的优势。然而，依赖球囊扩张方式释放的瓣膜支架的最大优势在于较少引起房室传导阻滞，相反，植入自膨胀式瓣膜支架的患者中，要安置永久型心脏起搏器的比例显著高于依赖球囊扩张方式释放的瓣膜支架的比例。
5.临床研究已证明，主动脉瓣膜支架对传导系统的直接压迫是tavi术后新发传导障碍的最关键因素，传导障碍发生率在植入左心室流出道长度非常短的依赖球囊扩张方式释放的支架较植入左心室段可长达4-6mm长的自膨胀式瓣膜支架显著减少；事实上，同样植入自膨胀式瓣膜支架，植入左心室深度越深，术后越容易发生传导阻滞。但是，因为左心室搏动时血流压力大对支架以及瓣膜的冲击力较大，所以要求支架锚固牢靠、且径向支撑力大，否则容易引起支架移动、塌陷、瓣周漏、甚至功能丧失。目前，为了保证主动脉瓣膜支架具有足够的径向支撑力，一般采用流入道致密且周向完整的网格设置。
6.现有自膨胀式主动脉瓣膜支架系统容易损伤传导系统，进而引起传导阻滞，并发症严重，甚至死亡。因此，针对自膨胀式主动脉瓣膜支架系统，如何降低传导阻滞是迫切需要解决的问题，其对该技术的推广、患者的生活质量的改善都十分重要。


技术实现要素：

7.本发明所要解决的技术问题是提供一种心脏瓣膜支架及其假体，能够减小对传导系统的损伤，降低传导阻滞，进而提高手术安全性、改善患者生活质量。
8.本发明为解决上述技术问题而采用的技术方案是提供一种心脏瓣膜支架,所述支架包括支架框架，所述支架框架包括多个相互连接的网格，所述支架框架的两端具有多个端部网格，至少一个端部网格为第一端部网格，所述第一端部网格所在端部的所有端部网格在周向上呈连续完整分布，所述第一端部网格在轴向上的投影高度低于同一端的其它端部网格在轴向上的投影高度。
9.优选地，所述第一端部网格的末端向所述支架的轴线方向内卷，形成内卷网格。
10.优选地，在所述内卷网格的轮廓素线与支架轴线所限定的平面内，所述内卷网格的内卷角度γ的取值范围为90
°
≤γ≤270
°
。
11.优选地，所述内卷网格的卷曲部分的圆心到轮廓素线的垂直距离l≥圆弧半径r，其中所述卷曲部分的圆弧半径r为等径或变径。
12.优选地，所述第一端部网格的末端向所述支架轴线方向内折或内凹，形成内折网格或内凹网格，所述内折网格具有弯折部，所述弯折部的轮廓素线为弧线、直线、折线或者其几者的组合。
13.优选地，在所述内折网格或内凹网格的轮廓素线与支架轴线所限定的平面内，内凹角度α或内折角度β的取值范围为10
°
≤α/β≤80
°
。
14.优选地，所述第一端部网格的形状为四边形，其四边均由波杆构成，构成末端的两相邻波杆的长度小于另两边波杆的长度。
15.优选地，所述第一端部网格与同一端的其它端部网格在轴向上形成的投影高度差h的取值范围为0mm＜h≤12mm。
16.优选地，所述投影高度差h的取值范围为2mm≤h≤4mm。
17.优选地，所述第一端部网格沿着所述支架的周向分布的角度θ的取值范围为20
°
≤θ≤120
°
。
18.本发明为解决上述技术问题而采用的另一技术方案是提供一种心脏瓣膜假体，包括上述心脏瓣膜支架和瓣膜结构，所述瓣膜结构设置在所述心脏瓣膜支架的支架框架内。
19.本发明对比现有技术有如下的有益效果：本发明提供的心脏瓣膜支架及其假体，至少一个第一端部网格在轴向上的投影高度低于同一端其它端部网格在轴向上的投影高度，使用时，轴向上投影高度较短的第一端部网格所在位置与原生瓣环传导束所在位置相对应，避免了支架末端与传导束之间的接触，降低了传导阻滞风险。相对于传统的周向上具有缺口的支架，本发明的心脏瓣膜支架及其假体的径向支撑力更高，在满足径向支撑力的同时，降低了传导阻滞的风险。
附图说明
20.图1a、1b、1c分别为现有心脏瓣膜支架的三种不同形状的整体结构示意图；
21.图2a、2b为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形的结构示意图；
22.图2c为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形并在轴向上形
成高度差的示意图；
23.图3a为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形的主视图；
24.图3b为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形的侧视图；
25.图3c为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形的侧视图；
26.图3d为本发明实施例中心脏瓣膜支架的端部网格内卷形成圆弧形的内卷角度示意图；
27.图4a为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格内折成圆弧形的示意图；
28.图4b为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格内折成折线形的示意图；
29.图4c为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格内折成直线形的示意图；
30.图4d为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格内凹角度的示意图；
31.图4e为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格内折角度的示意图；
32.图5a为本发明实施例中心脏瓣膜支架包含较短第一端部网格的主视图；
33.图5b为本发明实施例中心脏瓣膜支架包含较短第一端部网格的侧视图；
34.图6为本发明实施例中心脏瓣膜支架的第一端部网格在周向上的分布示意图；
35.图7a为本发明实施例中心脏瓣膜假体植入人体心脏的示意图；
36.图7b为图7a的a处局部放大示意图；
37.图8为本发明实施例中心脏瓣膜假体的支撑力测试示意图。
具体实施方式
38.下面结合附图和实施例对本发明作进一步的描述。
39.在以下描述中，为了提供本发明的透彻理解，阐述了很多具体的细节。然而，本发明可以在没有这些具体的细节的情况下实践，这对本领域普通该技术人员来说将是显而易见的。因此，具体的细节阐述仅仅是示例性的，具体的细节可以由奔放的精神和范围而变化并且仍被认为是在本发明的精神和范围内。
40.本实施例提供的心脏瓣膜支架，可用于主动脉瓣、二尖瓣、三尖瓣或肺动脉瓣支架系统上，除了自膨胀式支架外，也可应用到其他类型的支架上，如球囊扩张、机械扩张瓣膜支架等。本发明提供的心脏瓣膜假体，包括心脏瓣膜支架和瓣膜结构，所述心脏瓣膜支架包括支架框架，相应地，所述瓣膜结构也可径向扩展和压缩，所述瓣膜结构位于所述支架框架内。图1a、1b和1c示出了心脏瓣膜假体的三种不同形状的支架框架，其主体轮廓呈现圆柱体形状或类似圆柱体的形状，图1a中的支架框架的轮廓是圆柱形，图1b中的支架框架的轮廓是沙漏形，图1c中的支架框架的轮廓是圆锥体形。其他类似圆柱体的支架框架结构也可以，在此不做限制。支架框架具有网格结构，并且可以被压缩到圆柱体形管腔内。
41.请参见图2a-图2c、图4a-图4c、图5a和图5b，本实施例提供了一种心脏瓣膜支架,包括：支架框架1，支架框架1在轴向上具有流入道11和流出道12；根据血流的方向，流出道12位于流入道11的下游。流入道11对应于瓣膜假体操作时血液流入心脏瓣膜支架的部分，流出道12对应于瓣膜假体操作时血液流出心脏瓣膜支架的部分。支架框架1由多个相互连接的网格组成，所述网格一般为菱形，也可以为其他合适的形状，如五边形、六边形等可形成封闭形状的单元；所述网格具有网格边缘波杆和节点，所述网格边缘波杆为形成网格的杆件，所述节点为至少2个网格边缘波杆连接形成的连接点。支架框架1的两端具有多个端
部网格13，至少一个端部网格13为第一端部网格13’，所述第一端部网格所在端部的所有端部网格在周向上呈连续完整分布；即第一端部网格13’所在端部的所有端部网格13在周向上连续分布，没有缺失网格，从而不影响径向支撑力；如图2a-图2c、图4a-图4c所示，第一端部网格13’的末端131向支架轴线方向弯折，使得第一端部网格13’在轴向上的投影高度低于同一端的其它端部网格13在轴向上的投影高度；或如图5a和图5b所示，将第一端部网格13’的两个网格边缘波杆做短，使得第一端部网格13’在轴向上的投影高度低于同一端的其它端部网格在轴向上的投影高度。所述支架轴线即为支架框架1的中心轴所在的直线，沿着支架轴线方向即为轴向。
42.在一具体实施方式中，如图2a-图2c、图4a-图4c所示，第一端部网格13’的末端131向支架轴线方向内卷、内折或内凹，形成内卷网格、内折网格或内凹网格，内卷网格、内折网格或内凹网格的弯折部最终形成的轮廓可以是圆弧、直线、折线或这几种形状的组合，具有内卷网格、内折网格或内凹网格的端部具有向支架轴线方向收拢的特点。或者将构成第一端部网格13’的其中两个网格边缘波杆做短，使得该做短的第一端部网格13’和同一端的其它端部网格在轴向上形成高度差。请参见图5a和5b，以菱形网格为例，第一端部网格13’中构成末端节点的两相邻波杆l1、l2的长度小于另两边波杆l3、l4的长度，形成较短的端部网格；其它端部网格为菱形结构，构成菱形网格四边的波杆长度与所述较短的端部网格的长边波杆l3、l4的长度相等，因而较短的第一端部网格13’在轴向上与同一端的其它端部网格13在轴向上形成高度差，但该较短的第一端部网格13’仍然是闭合的网格，不影响径向支撑力。该些第一端部网格末端13’由于内卷、内折、内凹或将构成该第一端部网格13’的波杆做短，使其与同一端的其它端部网格在轴向上形成投影距离差h，如图2c所示。
43.相应的，本实施例中所述的第一端部网格13’的末端131，是指支架框架轮廓形状结束点处的网格结构尖端。本实施例中对母线的定义为：曲面图形可看成动线运动时的轨迹，形成曲面的动线称为母线；素线的定义为：母线处于曲面上任一位置时的线条；轮廓素线是指宏观外形轮廓在投影面上的一条素线。
44.在一实施方式中，请参见图2a-图2c和图3a-图3d，同一端的部分或全部端部网格13向支架轴线方向内卷成圆弧形，形成内卷网格。所谓内卷是指:在轮廓素线与支架轴线所在平面内，按照一定半径围绕垂直于该平面的轴线，第一端部网格13’的尖端朝支架轴线方向卷曲如图3a所示或者仅内卷处形成圆弧如图3b所示，其原理类似钣金件的褶边。其内卷的尾部形状不做限定，可根据需求进行塑形。在一些实施例中，内卷网格的内卷部分可以为等径的圆弧形设置，也可为多个变径的圆弧组合；其内卷部分的圆心到轮廓素线的垂直距离为l，圆弧半径为r，则l≥r，其中半径r可为等径，也可为变径。请参见图3a、3b、3c和3d，其中图3a中的虚线代表内卷中心所在的轴线，图3b中的虚线为内卷网格的轮廓素线，在轮廓素线与支架框架1轴线所限制的平面内，轮廓素线与卷曲圆弧末端切线的方向形成的夹角为内卷角度γ,即以内卷起始点到终止点所形成的旋转角度，γ的取值范围为0.1
°
≤γ≤360
°
；优选为31
°
≤γ≤270
°
，优点为生产制造方便；更优选为90
°
≤γ≤270
°
，此时，该内卷部位的显影面积更加集中，更有利于手术操作者观察，实现准确定位、精准微调或回收瓣膜支架。请参见图2c，其内卷网格末端与同一端的其它端部网格末端在轴向上的投影距离，即内卷网格与同一端的其它端部网格在轴向上的投影距离差h的取值范围为0mm＜h≤12mm，优选为1≤h≤6mm，更优选为2≤h≤4mm。
45.在另一实施方式中，至少一个端部网格13的末端131向支架轴线方向内折或内凹，形成内折网格或内凹网格，内折是指第一端部网格13’在网格边缘的某处朝向支架轴线方向弯折，第一端部网格13’的尖端往支架轴线方向靠近；内凹是指第一端部网格13’在网格边缘的某处向着支架轴线方向凹折，内凹部分往支架轴线方向靠近；参见4e，所述内折网格具有弯折部，所述弯折部即为折弯点132到内折网格末端131的部分，所述弯折部的轮廓素线为弧线、直线、折线或者其几者的组合。具体地，请参见图4a，第一端部网格13’向支架轴线方向内折后弯折部的轮廓素线为圆弧形。请参见图4b，第一端部网格13’向支架轴线方向内折后弯折部的轮廓素线为折线形。请参见图4c，第一端部网格13’向支架轴线方向内折后弯折部的轮廓素线为直线形。在又一实施方式中，请参见图4d，第一端部网格13’向支架轴线方向内凹后弯折部的轮廓素线为折线形，内凹后弯折部即为折弯点132到内凹网格末端131的部分。当采用内折时，其内折后弯折部的轮廓素线可以是弧线、直线、折线或者其几者的组合；优选弧线或者直线，其优点在于工艺生产加工方便。在轮廓素线与支架框架1轴线所限定的平面内，第一端部网格13’的内凹角度α、内折角度β的取值范围为0.1
°
≤α/β≤180
°
，请参见图4d，内凹角度α为内凹前的轮廓素线133与该网格的折弯点132和该网格的末端131连线的夹角；请参见图4e，内折角度β为该网格内折前的轮廓素线133与该网格折弯点132和该网格的末端131连线的夹角，内凹角度α、内折角度β的取值范围优选为10
°
≤α/β≤80
°
，优点为生产制造方便。
46.当然，本领域技术人员对第一端部网格13’可以采用内卷、内折、内凹或将构成端部网格的波杆做短中的一种或多种组合，以形成沿轴向方向投影较短的端部网格。本实施例对此不做特别限制。
47.图6为第一端部网格13’在周向上的分布区域，以圆柱状支架的流入道投影为例，该些第一端部网格13’在周向上形成的分布角度θ的取值范围可以为20
°
≤θ≤120
°
，θ优选为90
°
。心脏瓣膜支架植入后，该些第一端部网格13’分布区域对应于心脏解剖结构中传导束集中的部分，避免对传导束的压迫，由图7a和图7b可见，该设置明显避免了对传导束的压迫，进而降低传导阻滞的发生概率。
48.现有技术中，为了避免对传导束的压迫，在心脏瓣膜支架框架上对应传导束的位置设置缺口，其可通过去除对应位置的端部网格的波杆实现局部端部网格缺失，这会破坏支架的径向支撑力，容易引起支架的变形、甚至塌陷，这种设计并不适用于主动脉瓣系统，因为主动脉瓣支架需要承受的血流压力、心脏搏动压力要显著增大，对支架的径向支撑力更大。通过测试实验进行证明，相比传统的网格缺失，本发明提供的心脏瓣膜支架的支架框架的支撑力明显优于网格缺失支架的支撑力。
49.请参见图8，测定两种支架框架在端部网格的第一节点上所能承受的cof力(chronic outward force，慢性向外力)，其数值越大说明其周向支撑力越好，其中，“缺口支架”代表具有缺口的现有支架；“内卷支架”代表本发明提供的支架，实验结果显示本发明提供的心脏瓣膜假体支架的支撑力明显优于网格缺失支架的支撑力。
50.实验方法：被测试支架的缺口或内卷设置在支架的端部位置；测量时缺口或内卷结构分别有两种测量方式：结构朝上和结构面向测试人员(结构朝外)；测试结果如下：
[0051][0052]
由上表可以看出，本发明提供的内卷支架在端部网格的第一节点上所能承受的cof力明显大于现有缺口支架在端部网格的第一节点上所能承受的cof力，因此，本发明提供的心脏瓣膜假体支架的支撑力明显优于网格缺失支架的支撑力。
[0053]
综上，本发明提供的心脏瓣膜支架及其假体，通过将部分端部网格的末端内卷、内折、内凹或构成端部网格的波杆做短的设置位置与原生瓣环传导束位置相对应，形成了相对于传导束位置的高度差，降低了传导阻滞风险。相对于传统缺口网格结构设置，其瓣环局部径向支撑力相对较高，实现了在满足径向支撑力的同时，降低传导阻滞的风险。同时，当其以内卷、内折、内凹形式时，该支架与组织的接触位置为钝性末端，进一步避免了对组织、传导束的压迫、挫伤。另外，端部网格末端内卷会使显影面积更加集中或增加，更有利于手术操作者观察，准确定位、精准微调或回收瓣膜支架。
[0054]
虽然本发明已以较佳实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明，任何本领域技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作些许的修改和完善，因此本发明的保护范围当以权利要求书所界定的为准。