具有流体储存器的支架加载装置

发明人

Alex A.Peterson,Maple Grove,MN，美国公民

Jason S.Diedering,Minneapolis,MN，美国公民

Saravana B.Kumar,Minnetonka,MN，美国公民

相关申请的交叉引用

本申请要求于2019年9月3日提交的、名称为“STENT LOADING DEVICE WITH FLUIDRESERVOIR”的美国非临时专利申请号16/558897的优先权，并且还要求于2018年9月4日提交的、名称为“STENT LOADING DEVICE WITH FLUID RESERVOIR”的美国临时申请序列号62/726,614的权益，其全部内容通过引用并入本文。

关于联邦政府赞助的研究或研发的声明

不适用

背景技术

技术领域

本发明涉及用于在心脏腔室内植入装置的装置和方法。更具体地，本发明涉及被配置为将支架(例如，假体心脏瓣膜框架)加载到递送鞘管或导管的腔中以穿过腔平移至递送鞘管或导管的远端的装置。

现有技术的描述

广义上的支架，更具体地，假体心脏瓣膜和左心耳封堵装置在本领域中是众所周知的。原生心脏瓣膜(例如，主动脉、肺动脉、三尖瓣和二尖瓣)对于确保通过心血管系统的充足血液供应的仅向前流动至关重要。这些心脏瓣膜可能尤其由于先天性、炎症性、传染性疾病或病症而丧失功能。早期干预措施在心内直视手术(open heart surgery)中修复或置换了功能障碍的瓣膜。最近，除了以上讨论的心内直视手术方法之外，还可以经由至少以下已知的进入途径之一经皮地实现对受关注瓣膜的进入：经心尖递送技术；经股递送技术；经心房递送技术；以及经中隔递送技术，统称为经导管技术。

通常，在经导管技术中，假体瓣膜安装在能够实现收缩(collapsed)状态和扩张状态的带支架的框架内。该装置被收缩并且通过定位在患者的血管中的鞘管或递送导管前进，直到到达植入部位。带支架的框架通常从导管或鞘管释放，并通过各种方式在心脏内与瓣膜一起扩张至扩张的功能尺寸和定向。关键问题之一是假体瓣膜(包括支架框架和瓣膜)的递送的容易程度。更具体地，导管内的收缩装置的外径是非常受关注的。本发明解决了这个问题。

相关技术的描述

人类心脏包括四个腔室和四个心脏瓣膜，其有助于血液通过心脏向前(顺行)流动。腔室包括左心房、左心室、右心房和右心室。四个心脏瓣膜包括二尖瓣、三尖瓣、主动脉瓣和肺动脉瓣。总体上参见图1。

二尖瓣位于左心房与左心室之间，并且通过用作单向瓣膜来帮助控制血液从左心房流动到左心室，以防止回流到左心房中。类似地，三尖瓣位于右心房和右心室之间，而主动脉瓣和肺动脉瓣是位于使血液流离心脏的动脉中的半月瓣。瓣膜均为单向瓣膜，具有打开以允许向前(顺行)血液流动的小叶。正常功能的瓣膜小叶在反向血液施加的压力下闭合，以防止血液回流(逆行)进入血液刚刚流出的腔室中。例如，二尖瓣正常工作时在左心房与左心室之间提供单向阀门，打开以允许从左心房顺行流向左心室，而闭合以防止从左心室逆行流入左心房。这种逆行流动(当存在时)被称为二尖瓣回流或二尖瓣反流。

由于各种原因和/或病症(包括但不限于疾病、创伤、先天性畸形和衰老)，原生心脏瓣膜可能功能障碍或者变得功能障碍。这些类型的病症可能导致瓣膜结构不能正常闭合，从而导致在二尖瓣失效的情况下血流从左心室向左心房逆行流动。

二尖瓣反流是由功能障碍的二尖瓣导致的特定问题，其允许至少一些逆行血液从右心房流动返回到左心房中。在一些情况下，功能障碍是由于向上脱垂到左心房腔室中(即，在瓣环的上表面上方，而不是连接或配合以阻止逆行流动)的二尖瓣小叶引起。这种血液回流对左心室造成负担，具有可能导致在二尖瓣反流的长期临床过程中变化很大的一系列左心室代偿性适应和调整(包括心室腔室大小和形状的重塑)的容量负荷。

反流可能通常是原生心脏瓣膜的问题，包括三尖瓣、主动脉瓣和肺动脉瓣以及二尖瓣。

因此，原生心脏瓣膜(例如，二尖瓣)通常可能需要功能性修复和/或辅助(包括部分或完全置换)。这种干预可以采取若干种形式，包括心内直视手术和置换心脏瓣膜的心内直视植入术(open heart implantation)。参见例如美国专利第4,106,129号(Carpentier)，用于高度侵入性、充满患者风险的手术，不仅需要长期的住院治疗，还有非常痛苦的恢复期。

用于置换功能障碍的心脏瓣膜的微创方法和装置也是已知的，并且涉及置换瓣膜的经皮进入和导管辅助递送。这些解决方案中的大多数涉及附接到结构性支撑件(诸如本领域中公知的支架)的置换心脏瓣膜，或者被设计成从递送导管释放时扩张的丝网络的其它形式。参见例如美国专利第3,657,744号(Ersek)；美国专利第5,411,552号(Andersen)。支撑支架的自扩张变体有助于定位瓣膜，并将扩张的装置在受试者心脏腔室或血管内保持在适当位置。当在第一次定位尝试中未正确定位装置(情况通常如此)时，这种自扩张形式也会出现问题，并且因此必须重新捕获并进行位置调整。在完全或甚至部分扩张的装置的情况下，这种重新捕获过程需要将装置重新收缩到允许操作者将收缩后的装置缩回到递送鞘管或导管中的位置，调整装置的入口位置，并且随后通过将位置调整后的装置重新部署到递送鞘管或导管远端而重新扩张到适当的位置。使已经扩张的装置收缩是困难的，因为扩张的支架或丝网络通常被设计成达到也抵抗收缩力或收缩力的扩张状态。

除了以上讨论的心内直视手术方法之外，经由至少以下已知的进入途径中的一种经皮地实现对受关注瓣膜的进入：经心尖递送技术；经股递送技术；经心房递送技术；以及经中隔递送技术。

通常，本领域关注于利用上述已知的进入途径中的一种允许部分递送收缩的瓣膜装置的系统和方法，其中装置的一端从递送鞘管或导管释放并且扩张以便初始定位，然后在实现正确定位时完全释放和扩张。参见例如美国专利第8,852,271号(Murray，III)、第8,747,459号(Nguyen)、第8,814,931号(Wang)、第9,402,720号(Richter)、第8,986,372号(Murray，III)和第9,277,991号(Salahieh)；以及美国专利公开第2015/0272731号(Racchini)和第2016/0235531号(Ciobanu)。

另外，已知的“置换”假体心脏瓣膜旨在用于完全置换原生心脏瓣膜。因此，这些置换心脏瓣膜物理地接合环形喉部内(即，在环形平面和上环形表面下方)的组织和/或瓣膜小叶，从而消除了原生瓣膜的所有剩余功能并使患者完全依赖置换瓣膜。一般而言，维持和/或保留心脏瓣膜的原生功能是一种优选的解决方案，因此优选补充瓣膜而不是完全置换。显然，在一些情况下，原生瓣膜在介入植入手术之前几乎完全丧失功能，或者原生瓣膜在植入手术之后继续丧失功能。优选的解决方案是递送和植入瓣膜装置，该瓣膜装置既可以用作附加和/或补充功能瓣膜，又完全能够置换已经丧失或将要丧失其功能的大部分或全部的瓣膜的原生功能。但是，除非另有说明，否则下文描述的发明性解决方案通常将适用于所有类型和形式的心脏瓣膜装置。如本领域技术人员将认识到的那样，本公开通常还适用于支架。

此外，用于例如二尖瓣置换系统、装置和方法的已知解决方案需要双室解决方案，即，植入的置换瓣膜装置参与并接合在左心房和左心室中。通常，这些解决方案包括在左心房中径向扩张的支架，其锚固或系链(通过原生瓣环或环形喉部向下设置)从支架装置向下通过环形喉部连接，而子环形表面位于左心室、左心室腱肌腱内，甚至进入左心室壁表面。参见例如雅培集团销售的

这种双室和原生瓣环解决方案是不必要地庞大，因此从严格的结构角度来看，使得递送和定位/重新捕获/重新定位更难。此外，双室解决方案在进行保持位置所需的心室锚固和/或系缚连接方面存在困难。而且，这些解决方案如上所描述地干扰原生瓣膜功能，因为设置在左心室内的装置部分必须途径原生瓣环和/或环形喉部和原生二尖瓣，从而破坏了原生小叶的任何剩余的接合能力。另外，双室解决方案通常需要对一些原生组织进行侵入性锚固，从而导致不必要的创伤和潜在的并发症。

还将认识到，正是由于该装置的心房部分不能将其自身充分地锚固到心房腔室和/或瓣环的上部，所以双室二尖瓣解决方案需要与锚、系绳等进行子环形和/或心室的接合。再次，除非另外指出，否则本文描述的一些实施例或其部分可容易地应用于单室或双室解决方案。

最后，已知的假体心脏瓣膜由两个或三个小叶组成，其被布置成用作单向瓣膜，允许流体在顺行方向上贯通流过，同时防止逆行流动。原生二尖瓣位于胸骨后第四软骨处，由前小叶、后小叶、腱索、乳头肌、心室壁和与心房相连的瓣环组成。每片原生小叶均由腱索支撑，该腱索附接至乳头肌，乳头肌随着每次心室收缩而张紧，保持瓣膜功能。原生瓣膜的前小叶和后小叶都经由初级、次级和第三级腱索附接到前外侧乳头肌和后内侧乳头肌两者。在心肌损伤的情况下，任一乳头肌的破坏均可以导致二尖瓣的前小叶或后小叶的功能障碍。其他机制可能导致原生二尖瓣小叶中的一个或两个失效。如果单个二尖瓣小叶失效，则反流可以采取非中心、偏心的血射流形式返回左心房中。其他小叶失效可以包括更集中的反流射流。已知的假体瓣膜置换物通常包括小叶，这些小叶被布置成模仿原生瓣膜结构，随着时间的流逝，这些小叶可能变得容易发生类似的反流结果。

可收缩且可扩张的支架的应用不限于假体心脏瓣膜植入物。血管支架是常用的，并且通常是可收缩的，以利于穿过递送导管的腔递送到工作地点，在该工作地点，支架平移出导管的腔并通过自扩张装置或通过扩张机构(诸如尤其是可扩张的气球)来扩张。

如以上所讨论的，已知的递送方法和装置包括可扩张的假体瓣膜支架和血管支架，其在经由递送导管的递送期间收缩。这种收缩和扩张结构的问题包括在必须弯曲以适应收缩状态和扩张状态的结构(例如，支架)的区域上施加应变。此外，已知装置中的收缩的几何形状可能是不受控的或不可预测的，这增加了收缩和扩张的结构元件上的应变。因此，用于在递送导管或鞘管内腔内实现收缩状态的结构和方法必须允许可预测和可重复的收缩，以维持并保留收缩结构的完整性。此外，支架(例如，假体心脏瓣膜或血管支架)可能包括不能被允许干燥的生物和/或生物相容的材料。因此，保留供受试者支架可以驻留在其中的流体储存器是至关重要的。

本发明的各种实施例尤其解决了这些问题。

发明内容

一种用于可预测和控制可收缩且可扩张的支架的收缩的装置和方法，以随后穿过递送鞘管内腔平移至解剖目标(诸如心脏瓣膜或血管内位置)以进行扩张和植入。加载装置限定在内腔中，该内腔包括从近端到远端的方向连续减小的内径，该内径在递减直径和恒定直径之间交替，直到达到递送鞘管的内径。在加载装置的近端处设置流体填充的储存器，该储存器被配置成为与支架相关联的或附接到支架的、需要保湿(moisture retention)的材料提供水分或润湿。因此，随着支架正与加载装置一起收缩，支架的至少一部分可以被浸没在流体储存器中以保持受试者材料。

附图说明

图1以剖视示出了心脏的某些特征。

图2示出了示例性支架的透视图。

图3A示出了图2的示例性支架的过渡部段的一个实施例的仰视图。

图3B示出了图2的示例性支架的过渡部段的一个实施例的仰视图。

图3C示出了图2的示例性支架的过渡部段的一个实施例的仰视图。

图4A示出了图2的示例性支架的收缩过渡部段的一个实施例的仰视图。

图4B示出了图2的示例性支架的收缩过渡部段的一个实施例的仰视图。

图5示出了本发明的一个实施例的侧面剖视图。

图6示出了本发明的一个实施例的透视图。

图7示出了本发明的一个实施例的侧视剖切图。

具体实施方式

总体上，本发明的各个实施例涉及用于实现可收缩且可扩张的支撑结构或支架的可预测的收缩配置或状态以及提供用于确保生物材料内的保湿的机制的装置和方法，该生物材料在收缩步骤期间可以与可收缩且可扩张的支撑结构附接或者以其他方式集成。

支撑结构或支架具有多种功能，以辅助治疗心脏瓣膜反流(二尖瓣或三尖瓣)。这些功能包括：其作为使4C瓣膜工作的脚手架的功能、与心房解剖结构并置、优化的径向力以顺应心室扩张、从微创递送系统加载和展开的能力以及支持减轻瓣膜旁渗漏(PVL)的几何形状。支架的设计特征适于满足以上指出的一种或多种功能。下面详细讨论示例性支架的具体设计特征和属性，以帮助理解漏斗加载装置和相关方法的实用性。如以上所讨论的，本发明不限于包括支架支撑结构的假体心脏瓣膜，而是还可以应用于诸如通常用于血管内手术的可收缩且可扩张的支架。

某些示例性实施例的支架设计概念旨在支持用于治疗二尖瓣、三尖瓣和/或其他的瓣膜反流的微创手术。支架可以是自扩张的(例如，镍钛诺或类似材料)或球囊可扩张的(例如，钴铬或类似材料)。支架通常由单元(cell)制成，所述单元可以是具有工作单元元件的开孔菱形状结构或连续结构。支架也可以使用管、丝、编织物或类似结构来构造。下文详细描述了有助于支架的功能的特定设计特征。

现在参照图2至图3B，本发明的支架100的一个实施例包括：外部部段102，其通常可以是圆形的，尽管在完全和/或部分扩张时不必是完美的圆形结构；以及内部瓣膜支撑部段104，其可以是圆柱形的，但不必是恒定直径的圆柱体，并且适于在内部瓣膜支撑部段104内支撑并保留假体瓣膜小叶(图2中未示出)，最优选地在位于原生瓣环(例如，二尖瓣瓣环)上方的点处，尽管用于假体小叶的其他附接点也在本发明的范围内。此外，如以上所讨论的，支架100可以被配置成补充和/或置换三尖瓣的功能。一种优选的构造包括设置在原生小叶上方的假体小叶，其中，所述假体小叶被附接并与原生小叶(在其上方)充分隔开，以便不会物理上干扰原生小叶或与原生小叶相互作用。但是，某些实施例考虑了与原生小叶的一些相互作用。

形成支架100的外部部段102的各个单元C

形成内部瓣膜支撑部段104的各个单元C

支架100的、有助于支架100从支架100的外部部段102向内部部段104的径向向内过渡的区域是过渡单元区域106。过渡单元区域106可以包括单元C

过渡单元C

支架100的这种过渡单元区域106可以是支柱、完整单元部段或部分单元部段。过渡单元区域106可以具有满足设计需求通常所需的任何数量的支柱(最少3个)或单元部段。如图3A中所示，过渡单元C

在优选实施例中，过渡部段106的支柱108可以如图3A中是直的，但是如图3C中所示相对于内部瓣膜支撑部段104和外部支撑部段102具有不相等的角度。其中，直的支柱108倾斜，使得相对于内部瓣膜支撑部段104提供较小的角度α和较大的角度α’。类似地，相对于外部支撑部段102提供较小的角度β’和较大的角度β。这允许过渡部段106的倾斜支柱108的压缩嵌套。

在另一个优选实施例中，过渡单元区域106可以包括过渡单元支柱108’，过渡单元支柱108’包括过渡单元CT，该过渡单元CT由具有偏移(即，非直的)、扭曲的和/或曲线的支柱108’形成。支柱108’的偏移和/或扭曲和/或弯曲的程度，以及因此所得到的扩张的单元CT的尺寸和/或形状可以取决于过渡单元区域106中的单元/支柱的数量、支架收缩时的堆积密度以及过渡单元区域106的应力/应变分布限制而变化。

由于若干原因，图3B和图3C的结构比图3A的直的过渡单元区域106的结构优选。图4A示出了使用图3A的基本上直的支柱108以收缩形式的过渡单元区域106，并且在所选择的支柱108之间具有不期望的间隙G。尽管这种所得到的间隙收缩的过渡单元区域106是可行的，但这不是最佳的。

因此，使用例如图3B的偏移和/或扭曲和/或弯曲的多个支柱108’或者图3C的倾斜的直的支柱108的、图4B的过渡部段106允许支架的受控的且可预见的收缩形式，而在支柱108’之间没有间隙。这进而使收缩期间在支架100的下部区域处的应力/应变集中的量最小化，这是将可扩张的支架100递送到受关注的心脏区域所需的。另外，单元的收缩也是对称且均匀的，这有助于减轻当瓣膜组织或织物附接至支架单元时对瓣膜组织或织物的损害。过渡支柱部段的总应力/应变的减小可以有益于支架和瓣膜组织的耐久性。

如图3B、图3C和图4B中所示，即具有偏移、扭曲和/或弯曲的支柱108’或倾斜的直的支柱108的过渡单元区域106的某些实施例的特征在于，如图3B中最佳所示，支柱108’各自包括相同的偏移、扭曲和/或曲率。随着支架100收缩下来以便递送和随后扩张，这进而使得相邻的支柱108’能够紧密嵌套。

因此，随着支架被收缩以加载到递送系统中，过渡部段的设计允许对支架的受控压缩，并减少了支架单元上的应力集中。过渡支柱部段的可有利于支架和瓣膜组织的耐久性。

如本领域技术人员现在将从以上认识到的，示例性支架的支柱的几何形状使得能够从扩张过渡到收缩。

图5和图6示出了示例性加载装置200，其可以启动示例性支架以及其他可收缩且可扩张的支撑结构支架从扩张到收缩的过渡，其中收缩状态或配置被准备并且足以用于平移至递送导管或鞘管中并沿着递送导管或鞘管到达目标解剖位置。

因此，支架加载装置200包括直径从近端到远端递减的近端过渡部段201，该近端过渡部段201与直径恒定的基本上圆柱形的近端部段202流体连通，该近端部段202过渡到直径递减部段204，该直径递减部段204进而过渡到远端恒定直径部段206。直径递减部段204被例示为圆锥形，但是各种实施例可以包括曲线和/或凹形轮廓。在每种情况下，尺寸要求是直径递减部段204的内径提供从基本上圆柱形的恒定直径部段202到远端恒定直径部段206的基本上平滑过渡的递减直径，该远端恒定直径部段206进而可操作地与递送鞘管207的近端附接并流体连通，其中近端是指递送鞘管207的位于患者体外的部分。将容易理解的是，在加载装置200内限定了腔，该内腔在恒定直径部段206处的直径与递送鞘管207的腔的直径基本相同，从而在收缩的支架结构平移穿过恒定直径部段206进入并穿过递送鞘管207的内腔期间提供了它们之间的平滑过渡。

装置200可以包括待配合在一起的部段中的一个或多个，或者它可以被制造为单一装置，任何一个实施例都可以与递送鞘管207的近端流体连接。

另外，流体储存器208被设置成与装置的近端表面的至少一部分可操作地连接和连通。如图所示，流体储存器208包括曲线形状，该曲线形状被设计成在将支架加载到装置内的过程期间保持并保留液体，这将进而保持与支架集成或附接至支架的任何生物和/或生物相容材料的完整性。

现在解释加载装置的结构，本领域技术人员将认识到在实现支架从扩张尺寸到具有预定直径的预定收缩尺寸的过渡中的实用性。因此，以上示出的示例性支架可以穿过恒定直径的圆柱形部段202并沿着直径递减部段204缓慢地平移。当支架前进时，圆柱形部分202和/或直径递减部段204的内壁施加围绕支架周向相等的力，因此使得支架能够沿着阻力最小和应力最小的点收缩。如以上所讨论的，圆形和/或螺旋的支柱将使得预定的、可预测的且可重复的收缩运动成为可能，导致预定的、可预测的且可重复的收缩形状，该收缩形状包括至少部分地由远端恒定直径部段206的内径确定的直径和/或收缩形状。当支架已经逐渐收缩并且最终到达远端恒定直径部段206时，已收缩的支架可以沿着其平移，或者沿着内径与远端恒定直径部段206相同或相似的连接的递送鞘管或导管207平移至受关注的解剖位置。当已收缩的支架从约束结构的远端释放时，它将被允许偏置地扩张，从而有效地使收缩运动反转以达到扩张状态或配置。

通常，如图5、图6和图7中所示，加载装置200包括贯通变化的内径限定的内腔L。因此，从近端向远端方向移动，近端过渡部段201在其近端处包括内径D1，该内径D1是装置200的最大内径，并且在近端过渡部段201的远端处过渡到小于D1的内径D2。近端过渡部段201的远端与恒定内径D2的圆柱形部段202的近端可操作地且流体地接合，该恒定内径D2是与近端过渡部段201的远端的内径D2相同的内径D2。恒定直径部段202的远端与直径递减部段204的近端可操作地且流体地接合，该直径递减部段204在其近端处包括内径D2，该内径D2与恒定直径的圆柱形部段的内径D2相同。直径递减部段204限定了沿其从近端到远端的长度递减的内径，在远端处，内径为对于装置200的整个腔L而言的最小值D3。远端恒定直径部段206与直径递减部段的远端流体地且可操作地接合，并且包括与直径递减部段204的远端相同的内径D3，该内径D3是与由递送鞘管207限定的腔相同的内径D3，远端恒定直径部段的远端可操作地并流体地接合至递送鞘管207。

以上讨论的加载装置还使得包括必须保持湿润以在加载期间保留所需的水分的生物或其他材料的支架成为可能。另外，可以预先加载包括必须保持湿润的生物或其他材料的支架，以备将来使用。因此，支架可以与由流体储存器208捕获的流体一起收缩并加载到加载装置的内腔中，以保持生物和/或生物相容的材料适当润湿，从而紧接在加载之后或稍后(即，预加载)为平移、递送和植入做准备。流体储存器208被示为包括内部弯曲表面209和围绕储存器208的顶部212的唇部210，并且在所示的一些实施例中，可以采取具有开口顶部的杯的形式。唇部210可以向内延伸穿过内部弯曲表面209的一部分，以帮助将流体和/或已收缩的或已部分收缩的支架保留在流体储存器208内。实际上，可以将生物相容的流体添加到流体储存器208中，使得正在收缩和/或已收缩的支架结构的至少一部分，例如，设置在已收缩的支架的外表面和/或内表面上的假体瓣膜小叶和/或裙部材料可以被设置在流体内。

在一些实施例中，预加载可以包括使支架至少部分地在近端过渡部段201和/或恒定直径的圆柱形部段202内收缩，通过浸没在流体储存器208内的流体中使与支架相关联的关键生物或生物相容的材料持续润湿。在其他情况下，预加载可以包括使支架至少部分地在远端恒定直径部段206内收缩，通过浸没在流体储存器208内使与支架相关联的关键生物或生物相容的材料持续润湿。

本文阐述的本发明及其应用的描述是说明性的，并且不旨在限制本发明的范围。各个实施例的特征可以在本发明的构思内与其它实施例组合。本文所公开的实施例的变型和修改是可能的，并且本领域技术人员在研究本专利文件时将理解实施例的各种要素的实际替代方案和等同方案。在不背离本发明的范围和精神的情况下，可以对本文所公开的实施例进行这些和其它的变型和修改。