可植入式腔内假体的制作方法

本发明涉及可植入式腔内假体。更具体地，本发明涉及用于治疗累及分支的动脉瘤的腔内假体。

背景技术：

已知血管内修复被称为一种用于治疗主动脉瘤的相对较新的微创技术。其经由远处血管递送由金属或塑料框架(支架)支撑的不可渗透的管(移植物)。然而，由于其不可渗透性，这种技术不能应用于动脉瘤累及重要分支(例如冠状动脉、主动脉上支、肾动脉和肾上腺中动脉、内脏动脉和髂内动脉)的动脉瘤修复，否则其会引起分支闭塞的严重并发症。

技术实现要素：

本发明的第一个目的是提供一种用于治疗累及分支的动脉瘤的可通过血管内途径植入的装置。

本发明的另一个目的是在治疗动脉瘤的同时确保分支通畅。

在所附独立权利要求中限定了本发明的主题。在从属权利要求中限定了优选实施例。

本发明的主题是一种具有多层构造并包括至少一个自扩张式编织构架的可植入式腔内假体。所述编织构架沿着轴线延伸，能够从处于递送构型的径向压缩状态扩张至径向扩张状态。编织构架由至多196根具有给定直径的丝材形成。编织构架没有任何不可渗透的覆盖层并形成腔内假体的壁。编织构架包括具有圆形截面和恒定直径的圆柱形式的内腔。所述处于径向扩张状态的腔内假体的壁的厚度t1与丝材的直径的比率大于2.0，优选地至少2.5，更优选地至少3.0，甚至更优选地至少3.5，甚至还更优选地4.0。所述腔内假体的表面覆盖率(scr)在径向扩张状态下大于30％且小于70％，优选地大于35％且小于50％。

自扩张式编织构架优选地包括至少90根丝材且至多130根丝材；并且丝材的直径为至少120μm，优选地至少200μm且至多220μm。

在另一优选实施例中，在径向扩张状态下，自扩张式构架包括由生物相容性材料制成的多个丝材层；每个层形成网状物；所述网状物以所述层的多根丝材形成网格；所述网状物是互锁的，所述丝材被整合在相邻层中的至少一个层的网状物中。

附图说明

本发明的其他特征和优点将在下文中得到发展，参考附图，其中：

图1是根据本发明的腔内假体的示意性正视图。

图1a是图1中所示的正视图的一部分的示意性放大视图。

图2是图1中所示腔内假体的侧视图。

图3是根据切割平面iii-iii的图1、图1a和图2中所示的腔内假体的截面视图。

图3a是图3中所示的截面的一部分的实施例的示意性放大视图。

图3b是图3中所示的截面的一部分的另一个实施例的示意性放大视图。

图4是根据本发明的腔内假体的另一部分的示意性放大视图。

图5和图6表示已经植入了根据本发明的腔内假体的动脉瘤的愈合过程的两个阶段。

图7和图8示出了分别根据现有技术的支架和具有根据本发明的腔内假体的主动脉分支口处的血流速度的模拟。

图9a和图9b示出了分别根据现有技术(无支架)和具有根据本发明的腔内假体的主动脉模型中血流速度的模拟。

图10a和图10b分别是图9a和图9b中所示的模拟的主动脉上支口处的放大视图。

图11a和图11b分别是图9a和图9b中所示的模拟的冠状动脉口处的放大视图。

图12是示出如何测量主动脉弓的宽度和高度的主动脉的示意性截面视图。

图13(a-d)示出了具有根据本发明的腔内假体的、累及分支的囊状动脉瘤的愈合过程的不同阶段。

图14(a-d)示出了具有根据本发明的腔内假体的累及分支的梭形动脉瘤的愈合过程的不同阶段。

具体实施方式

如本文所用，术语“可植入式”是指医疗装置被定位在身体血管内的某位置处的能力。可植入式医疗装置可被构造成在医学介入期间暂时放置在身体血管内(例如，数秒、数分钟、数小时)，或永久性保留在身体血管中。

术语“腔内”或“经腔”假体是指适于通过以下手术放置在弯曲或直的身体血管中的装置，在所述手术中，将假体在身体血管的内腔内且穿过所述内腔从远处位置推进到身体血管内的目标部位。在血管手术中，医疗装置通常可以在荧光镜引导下使用导管经导丝“在血管内”引入。导管和导丝可以通过常规进入部位引入血管系统。

术语“导管”是指插入血管以进入目标部位的管。在本说明书中，“导管”将指定导管本身或具有其附件的导管，所述附件意指针、导丝、引导器鞘以及本领域技术人员已知的其他常见的合适医疗装置。

术语“永久性”是指可以放置在血管中且将长时间(例如数月、数年)并且可能在患者的剩余寿命中保留在血管中的医疗装置。

腔内假体1被构造成当设置在递送系统内(即，“处于压缩状态下”)时呈具有相对小且相对均匀的直径的压缩形状，并且在诸如体腔的递送位置内(即“处于展开状态下”)时自发呈具有径向扩张直径的展开形状。如本文所用，术语“扩张形状”或“扩张状态”分别是指当自回弹物体(例如，编织构架20)在没有任何外部压缩力的情况下扩张时(即，非限制状态)其由于自扩张性质而产生的形状或状态。除了这些定义之外，术语“公称直径”表示可植入式腔内假体在置于靶血管中时的直径。一般来讲，被设计成永久性放置在体腔内的可自扩张装置的公称直径比在没有外部压缩力的情况下展开时所述装置的外径小10％至25％。

根据本发明的可植入式腔内假体1包括至少一个能够从处于递送构型的径向压缩状态扩张至径向扩张状态的自扩张式编织构架20。可植入式腔内假体1具有多层构造，包括至少两个自扩张式编织构架20或者包括至少一个自扩张式编织构架20，所述自扩张式编织构架具有通过编织多根丝材形成的多个互锁层(互锁的多层构造)。编织构架20包括具有圆形截面和恒定直径的圆柱形式的内腔，如图1、图1a和图2中所示。

当相对于壁在法向上观察具有多层构造的腔内假体1，(多个)编织构架20的网状物以多个层次的丝材21形成网格。图3示出了根据本发明的腔内假体1的示意性截面。图3a示出了包括一个自扩张式构架20的腔内假体1的一部分的示意性放大视图，图3b示出了包括两个自扩张式构架20的腔内假体1的一部分的示意性放大视图。腔内假体1的壁的厚度t1与丝材21的直径的比率应大于2.0。其表征具有多于一层网状物的腔内假体1，即多层构造。编织构架20优选地由具有厚度t20的多层编织物制成。术语“互锁的多层”是指包括多个层的构架，这些层的层片在编织时不明显，例如第一层22的层片的给定数量的丝材与第二层23和/或其他层的层片互锁，例如，如在图4中示意性展示的。所述互锁的多层例如可以通过使用ep1248372中描述的编织机来形成。

由于与常规支架的壁厚相比，多层腔内假体1的壁t1较厚，腔内假体1展现出三维(3d)多孔性。壁越厚(对于给定的丝材直径)，3d多孔性效应越大。

由腔内假体1的3d多孔性提供的技术效果之一是本腔内假体1由于其多层构造而使得血液流入动脉瘤囊中，使动脉瘤囊中的不期望的破坏性紊流转变成为平滑的层流11(如图5所示)，而不是像传统的支架移植技术那样机械地/物理地使血流从动脉瘤中流出。其通过形成被称为zhan层的保护机化血栓12(参见图6)而排除动脉瘤，同时保持分支和络脉不被阻塞。由于腔内假体1的可渗透的多层结构，因此不需要额外的修复，诸如用于维持血流的开放脱支旁路手术和定制窗孔/分支构造。

在径向扩张状态下，腔内假体1的表面覆盖率(scr)在30％与70％之间，优选地大于35％且小于50％，甚至更优选地小于45％。腔内假体的scr由以下关系定义：

scr＝sw/st

其中，“sw”是由在腔内假体1中构成的丝材21覆盖的实际表面，并且“st”是当相对于壁在法向上观察时腔内假体1的壁的总表面。

发明人开展的研究和实验得出了令人惊讶和出乎意料的结论。根据比率(腔内假体的scr处于30％与70％之间)的增加，分支中的灌流得到改善，而不是使这些分支闭塞。“灌流”在生理学上是身体向其生物组织中的毛细血管床递送血液的过程。术语“低灌流”和“高灌流”相对于组织当前需要来测量灌流水平以满足其代谢需要。例如，本发明的腔内假体在其覆盖主动脉上支30时增加这些分支的灌流，从而改善了由主动脉上支30运送血液的器官的功能。如图7的模拟中所示，在分支的孔口34处产生严重紊流。相反，当将腔内假体放置在孔口34的前方时，通过穿过腔内假体的壁而消除乱流并将其转换为受调节的层流。其使被腔内假体1覆盖的分支中的流动加速。因此，本腔内假体1的比率应大于2.0，优选地至少2.5，更优选地至少3.0，甚至更优选地至少3.5，甚至仍更优选地4.0，而在径向扩张状态下scr在30％与70％之间，优选地在35％与50％之间。在图9a和图9b中分别示出了没有和具有超过2.0的腔内假体的主动脉模型中的血液流动的竞争性模拟。主动脉模型是基于患者的实际病理而创建的。在图9b中，将腔内假体放置成覆盖从冠状动脉31至主动脉上支30的血管壁。经过这样处理，令人惊讶的是，当与图10a(图9a的放大视图)中所示的没有装置情况下的速度进行比较时，在主动脉上支30的孔口34处，进入主动脉上支30的血流速度显著地增加了21％至24％，如图10b(图9b的放大视图)中所示。如图11a和图11b中所示，冠状动脉中的流速也增加达到20％。

通过这种互锁的多层构造，观察到被腔内假体1覆盖的分支中的“灌流”的进一步显著改进。腔内假体1的编织构架20由至多196根丝材21、优选地至少90根丝材、至多130根丝材制成。丝材优选地直径为至少120μm，优选地至少150μm，更优选地至少180μm，甚至更优选地至少200μm、且至多220μm。

本发明的另一个优点是，与具有较低的比率的编织构架相比，具有较高值的比率的可植入式腔内假体1可以有效地在动脉瘤囊内形成血栓。腔内假体1的壁厚t与丝材21的丝材直径的比率大于2.0表征了腔内假体1具有多于一层网状物。比率越大，腔内假体1将包括的层数越多。形成多个层的每根丝材的作用是使血流分层通过腔内假体1的壁。

通常通过测量曲线的宽度w32和高度h32来定义主动脉弓32的曲线，如ou等人在胸心血管外科杂志(j.thrac.cardiovasc.surg.)2006；132:1105-1111中所描述的。宽度w32被测量为升降主动脉32的中点35之间靠近穿过右肺动脉的轴平面的最大水平距离；并且主动脉弓的高度h32被测量为是w32与主动脉弓w32的最高中点35之间的最大垂直距离，如图12中所描绘的。

比率为至少2.5的互锁的多层构造引起重要的有利技术特性。当动脉瘤位于曲线的外侧时，最重要的是在曲线的外侧设置最佳scr以及网状物的最佳开口大小，以便通过在保持分支(主动脉上支30)通畅的同时使不期望的破坏性紊流33转变成为平滑的层流36而在动脉瘤囊中形成保护机化血栓。本发明的互锁的多层构造的丝材移位以保持相邻的平行丝材之间的规则距离，从而使scr在弯曲状态与直线构型之间保持几乎相同。相反，当小于2.0的传统单层网状管在弯曲内腔中展开时，曲线外侧的scr远低于处于直线构型下的scr。因此，本腔内假体1的比率应大于2.0，优选地至少2.5，更优选地至少3.0，甚至更优选地至少3.5，甚至仍更优选地至少4.0。

具有互锁的多层构造的本腔内假体1提供了另一个令人惊讶的效果，与如图6中所示的动脉瘤壁与腔内假体之间的空间会被血栓闭塞的“正常”预期相反，包括分支的动脉瘤直接收缩，而不是在动脉瘤囊中形成血栓，同时仍然维持血液流入分支，如图13和图14所示。本发明人假设通过密封主动脉的起点，在此体积中消除了增大的、不期望的紊流33并形成了期望的平滑流11。其在降低文丘里效应下的压力的同时使进入分支的非紊流性血流加速，引起动脉瘤囊收缩。

在本发明中使用的生物相容性材料优选地是选自于由以下各项组成的组的金属基材：不锈钢(例如，316、316l或304型)；包括形状记忆或超弹性类型的镍-钛合金(例如，镍钛诺、镍钛诺--铂)；钴铬合金(例如，elgiloy)；钴铬镍合金(例如，phynox)；钴、镍、铬和钼的合金(例如，mp35n或mp20n)；钴铬钒合金；钴铬钨合金；镁合金；钛合金(例如，tic、tin)；钽合金(例如，tac、tan)；l605；所述金属基材优选地选自由以下各项组成的组：诸如镍钛诺和镍钛诺--铂等钛镍合金、任何类型的不锈钢、或诸如等钴铬镍合金。