包括形成灌注开口的编织部分的球囊导管的制作方法

根据35u.s.c.§119(e)，本申请要求2016年9月23日提交的美国临时申请序列号第62/398,541号的申请日的优先权，该申请的内容通过参考方式全部纳入本文。

本发明涉及一种用于部署假体心脏瓣膜的球囊导管。更具体地，本发明涉及一种球囊导管，该球囊导管具有形成灌注开口的编织部分，使得可在没有快速起搏的情况下部署假体心脏瓣膜。

背景技术：

心脏瓣膜有时会由于病变或老化而受损，从而导致瓣膜产生无法正常起作用的问题。经由外科手术进行心脏瓣膜的置换通常用于患有瓣膜功能障碍的患者。传统的开放式手术使患者遭受很大的创伤和不适，需要大量的恢复时间，且可能导致威胁生命的并发症。

为了解决这些关切，已作出努力以通过使用微创技术来进行心脏瓣膜置换。在这些方法中，使用腹腔镜器械来产生通过患者肋部的小开口，以实现至心脏的通路。虽然对于这些技术已付出了相当大的努力，但对其广泛地接受受到外科医师使用腹腔镜器械通达心脏中仅仅某些区域的能力的限制。

其它努力聚焦于置换心脏瓣膜的经皮经导管(或经内腔)输送，以解决传统的开放式手术和侵入性最小的外科手术方法所具有的问题。在这样的方法中，心脏瓣膜假体被径向压缩，以经由也称为递送导管的递送装置而被递送，然后行进通过天然脉管系统中的内腔而至心脏，在心脏处，心脏瓣膜假体随后被部署在天然瓣膜联合体的位置。

各种类型和构造的心脏瓣膜假体可用于经皮瓣膜置换手术。通常，假体心脏瓣膜的设计试图复制被置换瓣膜的功能，并因此将包括瓣膜瓣叶状结构。心脏瓣膜假体通常通过将生物瓣膜附连于由线或线网构成的框架而形成。这种心脏瓣膜假体可以径向收缩，以通过递送导管将该心脏瓣膜假体经皮引入患者体内。一旦定位在期望的目标部位处，心脏瓣膜假体就可以通过径向扩张而部署。

一些心脏瓣膜假体是可球囊扩张的。与自扩张假体相比，可球囊扩张假体提供一些优点和缺点。一个缺点是，当使用球囊导管径向扩张心脏瓣膜假体时，膨胀的球囊阻塞流过天然瓣膜的流体。由于穿过诸如天然主动脉瓣之类的天然瓣膜的血液的大体积和高压力，球囊可能从原位移出。例如，球囊可能变得畸形并导致向近侧或向远侧的不期望的运动(也称为西瓜籽状(watermelonseeding))。球囊的这种运动或形状变化使得难以精确地定位安装在球囊上的心脏瓣膜假体。换言之，在心脏瓣膜联合体内的适当位置处径向扩张心脏瓣膜假体对于使心脏瓣膜假体正常起作用是至关重要的。当球囊导管的球囊膨胀时，该球囊阻塞血流，这可能导致球囊移位，从而将心脏瓣膜假体部署在不适当的位置。球囊导管也可用于瓣膜成形术中以打开变窄的心脏瓣膜。瓣膜成形术可单独执行或在递送心脏瓣膜假体之前执行。瓣膜成形术中使用的球囊导管也可能面临上述高压，并因此可能变得畸形。

为了抵抗上述对膨胀球囊的压力，可将患者的心脏置于“快速起搏”或“快速心室起搏”中。在快速起搏中，患者的心脏受到刺激，使得心脏跳动非常迅速，有时被描述为颤动或抽搐。由于快速起搏，血液没有足够的时间来填充邻近瓣膜的心脏腔室，比如邻近主动脉瓣的左心室。因此，在没有大量血液从腔室射出的情况下，压力不会积聚在膨胀球囊上。

然而，快速起搏可能对某些患者有害。此外，快速起搏需要临时起搏器来刺激患者的心脏。使用这种临时起搏器增加了手术的成本和时间。它增加了时间，因为必须将临时起搏器暂时地植入，然后再从患者身上移除。通过需要使用这种附加装置并通过增加手术时间，它增加了成本。

因此，需要一种用于部署假体心脏瓣膜的球囊导管，该球囊导管不需要快速起搏并且减缓压力累积，使得可球囊扩张的心脏瓣膜假体可准确地植入。

技术实现要素：

本发明的实施例涉及一种用于递送和部署心脏瓣膜假体和/或用于瓣膜成形术手术的球囊导管。球囊导管包括联接于轴的球囊。该轴包括配置在球囊近侧的近侧灌注部分和配置在球囊远侧的远侧灌注部分。近侧灌注部分和远侧灌注部分各自由纺织在一起的相应的多个线构件所形成，以形成相应的近侧编织轴和远侧编织轴。多个线构件纺织在一起，使得在线构件之间形成多个灌注开口。多个灌注开口从相应的近侧编织轴或远侧编织轴的外表面延伸至相应的近侧编织轴或远侧编织轴的内腔。灌注内腔在近侧灌注部分和远侧灌注部分之间延伸。

本发明的实施例还涉及一种包括球囊导管的系统，该球囊导管上安装有心脏瓣膜假体。球囊导管包括联接于轴的球囊。该轴包括配置在球囊近侧的近侧灌注部分和配置在球囊远侧的远侧灌注部分。近侧灌注部分和远侧灌注部分各自由纺织在一起的相应的多个线构件形成，以形成相应的近侧编织轴和远侧编织轴。多个线构件纺织在一起，使得在线构件之间形成多个灌注开口。多个灌注开口从相应的近侧编织轴或远侧编织轴的外表面延伸至相应的近侧编织轴或远侧编织轴的内腔。灌注内腔在近侧灌注部分和远侧灌注部分之间延伸。心脏瓣膜假体径向压缩构造安装在球囊上，以用于递送至天然心脏瓣膜的部位。球囊构造成在该部位处膨胀，以使心脏瓣膜假体从径向压缩构造径向扩张至径向扩张构造。

附图说明

从下面对附图中示出的本发明的实施例的描述中，本发明前述和其它特征以及优点将会变得明显。包含在本文中且构成说明书的一部分的附图还用于阐述本发明的原理，以使得本领域技术人员能够制作并使用本发明。附图不按比例绘制。

图1是根据本发明的实施例的球囊导管的侧视示意图。

图2是图1的球囊导管的远侧部分的纵向剖视图。

图3是沿着图2中的线3-3剖取的剖视图。

图4是沿着图2中的线4-4剖取的剖视图。

图5是沿着图2中的线5-5剖取的剖视图。

图6是沿着图2中的线6-6剖取的剖视图。

图7是图1的球囊导管的近侧灌注部分的一部分的实施例的放大图。

图7a是图1的球囊导管的近侧灌注部分的一部分的另一种实施例的放大图。

图8-11是使用图1的球囊导管来递送和部署可球囊扩张的假体心脏瓣膜的方法的示意图。

具体实施方式

现参照附图描述本发明的具体实施例，其中，相似的附图标记指示相同的或功能类似的元件。术语“远侧”和“近侧”在本文中用于以下的描述中而涉及导丝、导管和/或其它系统部件时是相对于有关治疗医师的位置或方向来使用的。因而，“远侧”或“向远侧”是指远离治疗医师的位置或沿远离治疗医师的方向，“近侧”和“向近侧”是指靠近医师的位置或沿朝向医师的方向。术语“远侧”和“近侧”在以下说明中涉及天然脉管或天然瓣膜而使用时是参照血流方向来使用。因而，“远侧”或“向远侧”是指相对于血流方向位于下游方向中的位置，术语“近侧”和“向近侧”是指相对于血流方向位于上游方向中的位置。

以下的详细描述本质上仅是示例性的，而非意在限制本发明或对本发明的应用或使用。此外，不意在受在前所述技术领域、背景技术、发明内容或以下具体实施方式中呈现的任何明示或暗示的理论的约束。

图1-7a示出了根据本发明的一种实施例的球囊导管100。如图1所示，球囊导管100包括外轴110、内轴140、远侧末端114和球囊150。鲁尔件或接口160可附连于球囊导管100的近端。如以下进一步详细描述的那样，球囊导管100可用于瓣膜成形术中，或者可构造成递送和部署可球囊扩张的心脏瓣膜假体。

在一种实施例中，外轴110包括远侧灌注部分116、球囊部分120、近侧灌注部分118和近侧部分122。外轴110在其中限定有内腔134。在一种实施例中，如图1所示，远侧灌注部分116从远侧末端114向近侧延伸，球囊部分120从远侧灌注部分116向近侧延伸并且在球囊150内延伸，近侧灌注部分118从球囊部分120向近侧延伸，并且近侧部分122从近侧灌注部分118向近侧延伸。然而，可包括其它部分或部段。例如，非灌注部分可被配置在远侧灌注部分116和远侧末端114之间。还可进行其它变型或添加其它部分。出于本公开的目的，可期望远侧灌注部分116在球囊150远侧，近侧灌注部分118在球囊150近侧，以及提供在远侧灌注部分116和近侧灌注部分118之间传递血流的内腔或其它方式。

外轴110的近侧部分122和球囊部分120可由聚合物材料形成，其非穷尽的示例包括聚乙烯、聚醚嵌段酰胺共聚物(peba)、聚酰胺和/或其组合物，该材料为混合的或共挤压的。可选地，外轴110的近侧部分122和球囊部分120可形成为复合物，该复合物具有结合在聚合体中的加强材料，以增强强度和/或柔韧性。合适的加强层包括编织物、丝网层、嵌设的轴向线材、嵌设的螺旋或周向线材等。

如图1和图7-7a所示，近侧灌注部分118包括近侧编织轴124。如图1和图7-7a所示，近侧编织轴124包括纺织以形成大致管状形状的多个线构件125、126。近侧编织轴124被构造成为近侧灌注部分118提供柔性、强度和刚度。此外，近侧编织轴124在相邻的纺织线构件125、126之间形成多个近侧灌注开口127。近侧灌注开口127从近侧编织轴124的外表面延伸至外轴110的内腔134。如以下更详细地描述的，近侧编织轴124的纺织应足够松弛，以提供足够大的近侧灌注开口127，从而提供足够的流入或流出近侧灌注部分118的血流，但也应足够紧，以保持近侧灌注部分118处的外轴110的结构完整性。在实施例中，近侧灌注开口127的尺寸为大约0.1毫米－5毫米宽。然而，如果适合于本文所述的目的，则可使用其它尺寸。近侧编织轴124通过以一个在一个上的型式沿相反方向将多个线构件125、126纺织在一起而形成。线构件125、126的纺织型式、数量和尺寸可变化。近侧编织轴124的线构件125、126可由以下材料形成：比如但不限于不锈钢、镍钛诺或适用于本文中所描述目的的其它材料。如果期望，还可在纺织之前对线构件125、126进行涂覆。例如而非限制性地，在纺织之前，可用聚合物材料涂覆线构件125、126。

在图7a所示的实施例中，纵向加强线132沿着近侧编织轴124的内表面附连于近侧编织轴124。如果为了提供尺寸足够的近侧灌注开口127而使得对近侧编织轴124的纺织需要松弛到以至于不能提供足够的结构支承，则可提供加强线132。具体地，近侧编织轴124仍必须提供足够的可推动性，以允许使球囊导管100前进到治疗部位。添加加强线132增加了可推动性，而没有显著减小近侧灌注开口127的整体尺寸。在图7a中，加强线132被示出为围绕近侧编织轴124的内表面的周缘而彼此间隔开大约90度，从而产生四根加强线132(仅示出三根)。然而，可使用更多或更少的加强线132。加强线132可局限于近侧编织轴124，或可延伸到外轴110的其它部分中。例如而非限制性地，加强线132可从近侧部分122的近端延伸至远侧灌注部分116的远端。在其它实施例中，加强线132可在远侧灌注部分116的近侧停止，使得远侧灌注部分116可以比其近侧部分更加柔性。在其它实施例中，可减少沿着外轴110向远侧运动的加强线132的数量，使得外轴110朝向外轴110的远端而变得更加柔性。加强线132可由任何材料制成以改善纵向可推动性，比如但不限于不锈钢、金属合金和其它材料。

如图1所示，远侧灌注部分116包括远侧编织轴128。如图1所示，远侧编织轴128包括纺织以形成大致管状形状的多个线构件129、131。远侧编织轴128构造成为远侧灌注部分116提供柔性、强度和刚度。此外，远侧编织轴128在相邻的纺织线构件129、131之间形成多个远侧灌注开口130。远侧灌注开口130从远侧编织轴128的外表面延伸至外轴110的内腔134。如以下更详细描述的，对远侧编织轴128的纺织应足够松弛，以提供足够大的远侧灌注开口130，从而提供足够的流入或流出远侧灌注部分116的血流，但也应足够紧，以保持远侧灌注部分116处的外轴110的结构完整性。在一种实施例中，远侧灌注开口130的尺寸为大约0.1毫米－5毫米宽。然而，如果适合于本文所述的目的，则可使用其它尺寸。在实施例中，远侧编织轴128通过以一个在一个上的型式沿相反方向将多个线构件129、131纺织在一起而形成。线构件129、131的纺织型式、数量和尺寸可以变化。远侧编织轴124的线构件129、131可由以下材料形成：比如但不限于不锈钢、镍钛诺或适用于本文中所描述目的的其它材料。如果期望，还可在纺织之前对线构件129、131进行涂覆。例如而非限制性地，在纺织之前，可用聚合物材料涂覆线构件129、131。

尽管图7-7a示出的是近侧编织轴124的细节，但是远侧编织轴128可与图7-7a中所示的近侧编织轴124相同。它也可以是类似的但具有一些差异，例如纺织型式的紧密度、线构件的尺寸、灌注开口的尺寸等。如图7a所示，远侧编织轴128可包括纵向加强线132。远侧编织轴128可包括与近侧编织轴124相同或不同数量的加强线132。在一些实施例中，远侧编织轴128比近侧编织轴124更加柔性。

参照图2，密封件121可被配置在近侧灌注部分118的近侧，以防止血液在近侧灌注部分118的近侧处的内轴140和外轴110之间填充球囊导管100。密封件121可以是o形环，该o形环具有用于供内轴140延伸穿过的开口和在内轴140和外轴110之间延伸的主体部分。密封件121可由适合于防止血液通过密封件121的材料制成，比如但不限于橡胶、氯丁橡胶、丁腈橡胶、有机硅、epdm、聚氨酯和适用于本文所述目的的其它材料。

外轴110的球囊部分120被配置在近侧灌注部分118和远侧灌注部分116之间。在一种实施例中，球囊部分120的内腔134用作远侧灌注部分116和近侧灌注部分118之间的灌注内腔136。如在图2中可以看到的，内轴140被配置在外轴110的内腔134内。灌注内腔136被配置在内轴140和外轴110之间。外轴110的球囊部分120延伸穿过球囊150，并防止流入灌注内腔136中的血液进入球囊150。

内轴140穿过外轴110的内腔134从球囊导管100的近端延伸至球囊导管100的远端。在一种实施例中，如图2-5中所示，内轴140在其中限定有导丝内腔142和膨胀内腔144。在其它实施例中，作为对限定有导丝内腔142和膨胀内腔144的单个轴的替代，可以采用多个轴。在所示的实施例中，导丝内腔142从球囊导管100的近端延伸至球囊导管100的远端。在其它实施例中，可利用快速交换构造，其中，导丝内腔不延伸至球囊导管的近端。相反，导丝在球囊150的近侧离开球囊导管100。

如在图2-6中可以看到的，膨胀内腔从球囊导管100的近端延伸至球囊150的近端和远端之间的膨胀端口146。如在图2和4中最佳地所示的，膨胀端口146延伸穿过外轴110的球囊部分120，使得膨胀流体可离开膨胀内腔144而进入球囊150的内部151，从而使球囊150膨胀。在所示的实施例中，存在单个膨胀端口146。然而，可存在多个膨胀端口146。如在图5中可以看到的，延伸穿过灌注内腔136的膨胀端口146仍允许经过灌注内腔136的流动。可围绕内轴140的周缘添加附加的膨胀端口146，同时仍允许经过灌注内腔136的流动。例如但非限制性的，可在围绕内轴140的周缘离开膨胀端口146180度处添加第二膨胀端口。在其它实施例中，可沿着内轴140在不同的纵向位置处添加附加的膨胀端口。如在图2和4中可以看到的，膨胀内腔144终止于膨胀端口146。

内轴140可由诸如但不限于聚合材料的材料制成，其非穷举的示例包括聚乙烯、聚醚嵌段酰胺共聚物(peba)、聚酰胺和/或其组合物，该材料为混合的或共挤压的。

远侧末端114被配置在球囊导管100的远端。远侧末端114构造成为球囊导管100提供柔软的远端，使得在球囊导管100前进通过患者的脉管系统时远侧末端114不会损坏周围组织。远侧尖端114可由以下材料形成：比如但不限于聚合物或适合于本文所述目的的其它材料。远侧末端114可以如下方式联接于远侧编织轴128：比如但不限于粘合剂、熔合、焊接或适合于本文公开的目的的其它方式。进一步地，内轴140可以如下方式联接于远侧末端114：比如但不限于粘合剂、熔合、焊接或适合于本文公开的目的的其它方式。

球囊150包括：在近侧结合部154处联接于外轴110的球囊部分120的近侧颈部152，以及在远侧结合部158处联接于外轴110的球囊部分120的远侧颈部156。近侧结合部154和远侧结合部158可以是焊接部、粘合剂或其它机械连接部。球囊150可以是任何合适的形状或尺寸，以及任何相对有弹性和可变形的材料。用于球囊150的材料的非穷尽的示例包括诸如聚乙烯、例如pebax的聚醚嵌段酰胺共聚物(peba)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、尼龙、聚氨酯之类的聚合物。

接口或鲁尔件160被配置在球囊导管100的近侧并且保持在患者体外。鲁尔件160包括与导丝内腔142和膨胀内腔144连通的内腔。因此，导丝可延伸穿过导丝内腔142并穿过鲁尔件160中的相应内腔。当需要使球囊150膨胀时，诸如盐水之类的膨胀流体可被注入鲁尔件160中的内腔中，该内腔与膨胀内腔144流体连通。

考虑到上述结构，并且如可以在图1-6中看到的，血液可通过远侧灌注部分116的远侧灌注开口130流入灌注内腔136、通过灌注内腔136、并从近侧灌注部分118的近侧灌注开口127流出。根据球囊导管100是在哪里使用的以及球囊导管100的定向，血流可以变成相反的方向(即，进入近侧灌注开口127并离开远侧灌注开口130)。例如，如图1和图8-11所示，对于在主动脉瓣中的使用，如果球囊导管100从主动脉前进通过主动脉瓣，则血流将从球囊导管100的远端朝向球囊导管100的近端。因此，血液将流入远侧灌注开口130并流出近侧灌注开口127。然而，如果球囊导管100从左心室穿过主动脉瓣经心尖地前进，则血液将流入近侧灌注开口127并流出远侧灌注开口130。

图8-11示意性地示出了使用球囊导管100在天然主动脉瓣300的部位处递送和部署假体心脏瓣膜200的方法。假体心脏瓣膜200可以是任何可球囊扩张的假体心脏瓣膜。通常，假体心脏瓣膜200包括框架202和联接于框架的内部部分的瓣膜假体204(图11)。假体心脏瓣膜200被径向压缩或压接到球囊导管100的球囊150上。尽管图8-11的方法示出了使用球囊导管100对假体心脏瓣膜的递送和部署，但是这并不意味着进行限制。在其它实施例中，球囊导管100可用于其它手术，比如但不限于瓣膜成形术。除了假体心脏瓣膜没有被配置在球囊导管的球囊150上之外，在瓣膜成形术中使用球囊导管100类似于参照图8-11所描述的方法。

如图8中示意性地所示的，球囊导管100穿过患者的脉管系统前进到天然主动脉瓣300的部位。在实施例中，球囊导管在导丝170上前进。在图8-11的实施例中，球囊导管100前进通过主动脉302的内腔。球囊导管100进入脉管系统并使用已建立的经皮经导管手术前进。

如图9所示，球囊导管100随后在天然主动脉瓣300的天然瓣叶之间前进，使得假体心脏瓣膜200被配置在天然瓣叶之间。远侧灌注部分116被配置在天然主动脉瓣300的天然瓣叶的上游，并且近侧灌注部分118被配置在天然主动脉瓣300的天然瓣叶的下游。此时，如在图9中的箭头bf所示，如果通过天然主动脉瓣300的血流被阻塞，则血液可流入远侧灌注开口130、流入灌注内腔136内、并流出近侧灌注开口127。

在球囊导管100定位成使得假体心脏瓣膜200将在所期望的位置处部署的情况下，将膨胀流体注入膨胀内腔144中。膨胀流体通过膨胀端口146离开膨胀内腔144并进入球囊150的内部151，从而使球囊150膨胀。如图10所示，球囊150的膨胀使球囊150径向扩张，从而径向扩张安装在球囊上的假体心脏瓣膜200。随着球囊150膨胀，血液不能从主动脉瓣的瓣环306侧通过天然主动脉瓣300流到围绕球囊150的主动脉瓣300的窦304侧。如以上背景技术部分所述，如果不采取措施，来自左心室的血液推动球囊并且可能导致球囊运动(或呈西瓜籽状)，这导致心脏瓣膜假体200的运动。这可能导致心脏瓣膜假体200的不准确放置，这样可能导致诸如瓣周漏之类的进一步的并发症。然而，如在图10中的箭头bf所示，在使用球囊导管100的情况下，血液可流入远侧灌注开口130、流入灌注内腔136内、并流出近侧灌注开口127。这防止了试图被推动通过天然主动脉瓣300的血液对球囊150的压力累积。

一旦心脏瓣膜假体200已经径向扩张并且在天然主动脉瓣300处就位，则膨胀流体可从膨胀内腔144和球囊150排出，从而使球囊150缩瘪。如图11所示，球囊导管100可从天然主动脉瓣300的部位缩回，从而将假体心脏瓣膜200保持就位。

图8-11描述了球囊导管通过主动脉到天然主动脉瓣部位的经腔前进。然而，这仅仅是一种手术类型的示例。球囊导管100和上述一般方法可用于诸如二尖瓣或三尖瓣之类的其它心脏瓣膜，并使用其它进入点。球囊导管100和心脏瓣膜假体可例如但不限于通过经股、经心尖、经中隔、经心房、经心房或经主动脉手术来递送。在具体的示例中，并且不作为限制，球囊导管100可经心尖地前进通过心脏的顶点，并通过左心室前进到主动脉瓣或二尖瓣。根据球囊导管和天然心脏瓣膜的定向，随着球囊导管100前进，血液可流入远侧灌注部分并流出近侧灌注部分，或者流入近侧灌注部分并流出远侧灌注部分。进一步地，如上所述，球囊导管100和上述一般方法可以用于诸如瓣膜成形术之类的其它手术，没有配置在球囊导管100的球囊150上的假体心脏瓣膜。

尽管本文中仅描述了一些实施例，但应理解，其仅作为示意和示例而非作为限制呈现。在本文中可进行形式和细节上的各种变化而不脱离本发明的精神和范围，且本文中所论述的实施例的每个特征和本文中所引用的每篇参考文献可与任何其他实施例的特征组合使用。本文中论述的所有专利和公布文献都通过参考全部纳入本文。