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在较低消融压力下具有较大尺寸可调节性的冷冻球囊

文献发布时间:2024-01-17 01:15:20


在较低消融压力下具有较大尺寸可调节性的冷冻球囊

本申请是国际申请日为2018年7月5日,中国国家申请号为201880058408.0,发明名称为“在较低消融压力下具有较大尺寸可调节性的冷冻球囊”的发明专利申请的分案申请。

相关申请

本申请要求于2017年9月7日提交的、名称为"CRYOBALLOON HAVING GREATER SIZEADJUSTABILITY AT LOWER OPERATING PRESSURES"的美国临时申请序列号为62/555,200的优先权。在允许的范围内,美国临时申请序列号62/555,200的内容通过引用整体并入本文。

背景技术

心律失常涉及心脏电传导的异常,并且是中风、心脏疾病和心脏猝死的主要原因。用于心律失常患者的治疗选择包括药物治疗和/或使用医疗装置,其可以包括可植入装置和/或心脏组织的导管消融术,仅举几个例子。特别地,导管消融术涉及将消融能量递送到心脏内的组织,以阻断与心脏的正常传导模式不同步的去极化心肌细胞的异常电活动。该手术(procedure)通过将能量递送导管的尖端定位在心脏中的患病或目标组织附近来执行。系统的能量递送部件通常位于导管的最远侧(即离用户或操作者最远)部分之处或附近,并且通常位于导管的尖端处。

多种形式的能量可以被用来消融病变的心脏组织。这些可包括冷冻消融术,其例如使用冷冻球囊(cryoballoon)(在本文中有时也称为“冷冻球囊(cryogenic balloon)”或“球囊导管”)内的冷冻液(cryogenic fluid)、射频(RF)、超声和激光能等。在冷冻消融术期间,借助于导丝,导管的远侧尖端定位于邻近目标心脏组织,此时能量被递送以造成组织坏死,使得已消融组织不能传导电信号。递送的能量剂量是增加被治疗组织永久不能传导的可能性的关键因素。同时,消融区周围脆弱的旁系组织,比如食道、支气管和膈神经,可能受到损伤,并可能导致不期望的并发症。因此,操作者必须精细地平衡递送的治疗水平的能量,以实现预期的组织坏死,同时避免导致旁系组织损伤的过多能量。

心房颤动(AF)是采用导管消融治疗的最常见的心律失常中的一种。AF通常通过肺静脉隔离术来治疗,肺静脉隔离术是一种去除肺静脉中的异常电传导的手术。在疾病阵发性心房颤动的最早期,治疗策略涉及将肺静脉与左心房腔室隔离。最近几年中,治疗心房纤维性颤动的冷冻球囊消融术的使用有所增加。这部分地源于使用方便、手术时间较短和通过使用冷冻球囊消融术可能改善的患者结果。尽管有这些优点,但是仍然需要改进以进一步改善患者结果并且更好地促进组织的实时生理监测,以最佳地滴定能量,从而执行可逆的“ice标测(ice mapping)”和永久组织消融。

用于治疗AF的任何装置的目的是实现对肺静脉的全部而不仅仅是一些的隔离。而且,应当理解,为了充分的窦消融和电隔离,需要用冷冻球囊完全阻塞每个肺静脉。在没有肺静脉阻塞的情况下,消融期间球囊上的血流降低了充分损伤形成的可能性。为了用球囊实现肺静脉阻塞,球囊外径(在本文中有时也称为“球囊直径”或“外径”)理想地应稍大于肺静脉的开口或孔(ostium)。如果球囊太小,则在球囊和肺静脉之间可能有间隙,使血液能够流过间隙。相反,如果球囊太大,则由于其它解剖学特征的存在,球囊的远端表面可能定位不当,使得球囊不能紧密地密封肺静脉孔。

在血管内导管系统例如冷冻球囊导管系统中,通常使用两个球囊(尽管也可以使用单个球囊)以在导管的远侧尖端附近产生低温腔室。所述球囊被配置为使得存在接收低温冷却流体的内部球囊和围绕内部球囊的外部球囊。外部球囊用作安全系统的一部分,以在从内部球囊泄漏的情况下捕获低温冷却流体。在典型的冷冻球囊导管系统中,冷冻球囊是相对非顺应性的,并且在消融模式下具有单一直径。因此,目前的冷冻球囊在实用性上受到限制,因为在消融期间膨胀的冷冻球囊的直径不能改变。然而,患者之内以及患者之间的人类肺静脉直径和形状可能会有显著不同。因此,目前的冷冻球囊在肺静脉隔离术中提供了治疗肺静脉的全有或全无的能力。

因此,需要一种尺寸和形状可调以便更适于人类肺静脉直径和形状的常见波动的冷冻球囊,以便在更大百分比的治疗患者中更好地实现肺静脉阻塞和隔离。此外,需要具有相对宽范围直径的冷冻球囊,该直径可由操作者主要或仅仅基于冷冻球囊内的压力来确定。

在冷冻球囊导管系统中,球囊操作压力(在本文中有时也称为“球囊压力”或“膨胀压力”)、球囊直径和通过球囊导管的能量流率是相互关联的。冷冻球囊导管系统的独特之处在于,膨胀压力是通过球囊导管的制冷剂流速的结果。制冷剂的流速决定了递送到治疗部位(例如心脏的目标心脏组织)的能量的量。递送到治疗部位的能量的量必须准确和精确,以增加充分治疗效果的可能性,例如获得肺静脉隔离,而且避免可能由过度能量递送引起的旁系组织损伤。因此,期望相对窄的治疗剂量窗口以获得更好的手术结果。理想地,膨胀压力的小增加应当对应于球囊直径的特定的但临床上有意义的增加,同时保持在最佳剂量窗口内。

此外,在一些应用中,希望使用同一球囊从一个球囊外径到另一球囊外径的变化应该可以以可预测的方式实现多次。理想的可变直径球囊将提供在消融期间在相对窄的膨胀压力范围内可实现的有用的直径范围,所述膨胀压力范围受到提供通过冷冻消融球囊导管递送到患者体内的规定量的低温能量的需要的约束。该特征将允许操作者将球囊导管从一个肺静脉移动到下一个,改变球囊的外径以阻塞肺静脉,施加治疗以实现成功的结果,然后移动到下一个肺静脉以重复该过程。

发明内容

本发明涉及一种用于血管内导管系统的球囊导管。在各种实施方案中,球囊导管包括由聚氨酯和聚酰胺嵌段共聚物的共混物形成的冷冻球囊。

在一些实施方案中,冷冻球囊由大于50%的聚氨酯和小于50%的聚酰胺嵌段共聚物形成。在一些这样的实施方案中,冷冻球囊由大于75%的聚氨酯和小于25%的聚酰胺嵌段共聚物形成。在其它这样的实施方案中,冷冻球囊由大约85%的聚氨酯和大约15%的聚酰胺嵌段共聚物形成。

另外,在某些实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约10:1。在其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约8:1。在另外其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约6:1。在其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约4:1。在另外的其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约2:1。在另外的其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约1:1。在其它实施方案中,膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约1:2。

此外,在一些实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约20:1。在其它实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约15:1。在另外的其它实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约10:1。在其它实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约8:1。在其它实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约5:1。在另外的其它实施方案中,冷冻球囊的外径(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率大于约3:1。

另外,在某些实施方案中,冷冻球囊的外径随着不大于5psi的膨胀压力的变化而变化至少1mm。在其它实施方案中,冷冻球囊的外径随着不大于5psi的膨胀压力的变化而变化至少2mm。在另外的其它实施方案中,冷冻球囊的外径随着不大于5psi的膨胀压力的变化而变化至少3mm。在其它实施方案中,冷冻球囊的外径随着不大于5psi的膨胀压力的变化而变化至少4mm。在另外的其它实施方案中,冷冻球囊的外径随着不大于5psi的膨胀压力的变化而变化至少5mm。在这样的替代实施方案中,不大于5psi的膨胀压力变化可以发生在大约2.5psig和大约7.5psig之间的范围内。

在另一个实施方案中,本发明涉及用于血管内导管系统的球囊导管,所述球囊导管包括冷冻球囊,所述冷冻球囊由具有使得膨胀压力的变化(以psi计)与冷冻球囊的外径的变化(以mm计)的比率小于约10:1的性质的材料形成。

附图说明

本发明的新颖特征以及本发明本身,就其结构和其操作而言,将根据附图结合随附描述得到最好的理解,其中类似的附图标记指代类似的部分,并且其中:

图1是患者和具有本发明特征的血管内导管系统的一个实施方案的简化示意侧视图;

图2是患者的一部分和血管内导管系统(包含球囊导管)的一个实施方案的一部分的简化示意侧视图;以及

图3是示出了可在血管内导管系统的球囊导管内使用的三种不同球囊在不同膨胀压力下的外径的表格。

具体实施方式

本文在用于血管内导管系统内的冷冻球囊的背景下描述了本发明的多个实施方案。更具体地,在各种实施方案中,本发明涉及球囊材料、特性和尺寸,其可以被控制以提供改善在不同的例如较低的膨胀压力下的球囊直径可调性。

本领域技术人员将认识到,本发明的以下详细描述仅是说明性的,并且并不旨在以任何方式进行限制。受益于本公开的那些技术人员将容易地想到本发明的其它实施方案。现在将详细参考如附图中所示的本发明的实施方式。

为了清楚起见,没有示出和描述本文中描述的实施方式的所有常规特征。当然,应当理解的是,在任何这种实际实施方式的开发中,必须做出许多特定于实施方式的决定,以实现开发者的特定目标,比如符合应用相关和商业相关的限制,并且这些特定目标将从一个实施方式到另一实施方式以及从一个开发者到另一开发者而有所不同。另外,应理解的是,这种开发努力可能是复杂和耗时的,但是对于受益于本公开的本领域普通技术人员来说,仍然将是工程的常规任务。

尽管本文提供的公开内容主要聚焦于低温学,但是应该明白的是,各种其它形式的能量可用于消融病变的心脏组织。这些可包括射频(RF)、超声波、脉冲DC电场和激光能量,作为非排他性的示例。本发明旨在对这些和其它形式的能量中任一种或所有有效。

作为概述,利用本文提供的关于血管内导管系统的冷冻球囊的材料、特性和尺寸的教导,可以通过在相对低的操作压力下基本上可重复的几毫米的冷冻球囊直径变化来改进低温能量(cryoenergy)和冷冻消融(cryoablation)。

图1是用于患者12的医疗装置10的实施方案的简化示意侧视图,所述患者12可以是人类或动物。尽管本文示出和描述的具体医疗装置10涉及和指代血管内导管系统10,例如冷冻球囊导管系统,但应理解和认识到,其它类型的医疗装置10或系统可同样受益于本文提供的教导。例如,在某些非排他性的替代实施方案中,本发明可以同样适用于与任何合适类型的消融系统和/或任何合适类型的导管系统一起使用。因此,本文中具体提及用作血管内导管系统的一部分并不旨在以任何方式进行限制。

血管内导管系统10的设计可以改变。在某些实施方案中,比如图1中所示的实施方案,血管内导管系统10可包括控制系统14(以虚线示出)、流体源16(以虚线示出)、球囊导管18、手柄组件20、控制台(control console)22和图形显示器24中的一个或多个。

应该明白的是,尽管图1示出了处于特定的位置、顺序和/或次序的血管内导管系统10的结构,但是这些结构可以处于与图1中示出的不同的任何合适的位置、顺序和/或次序。还应明白的是,血管内导管系统10与本文中具体示出和描述的相比可包括更少或附加的部件。

在多个实施方案中,控制系统14被配置成监测和控制消融术的各个过程。更具体而言,控制系统14可监测和控制冷却流体26(例如,冷冻液)向和/或从球囊导管18的释放和/或取回。控制系统14还可以控制各种结构,这些结构负责保持和/或调节冷冻液26的流速和/或压力,所述冷冻液26在冷冻消融术期间被释放到球囊导管18中。在这类实施方案中,血管内导管系统10将冷冻液26形式的消融能量递送到患者12的心脏组织,以造成组织坏死,从而使已消融组织不能传导电信号。此外,在多个实施方案中,控制系统14可控制球囊导管18的一个或多个其它过程的启用和/或停用。进一步地,或者在一替代方案中,控制系统14可接收来自血管内导管系统10内的多种结构的数据和/或其它信息(下文有时称为“传感器输出”)。在一些实施方案中,控制系统14可以接收、监测、吸收(assimilate)和/或整合(integrate)从血管内导管系统10内的任何结构接收到的传感器输出和/或任何其它数据或信息,以便控制球囊导管18的操作。如本文中所提供的,在各个实施方案中,控制系统14可基于传感器输出来启动和/或终止冷冻液26向球囊导管18的流动。更进一步地,或者在一替代方案中,控制系统14可控制球囊导管18的多个部分在患者12体内的定位,和/或可控制球囊导管18的任何其它合适的功能。

另外,在一些实施方案中,控制系统14可以包括、结合或利用压力传感器28,该压力传感器可以被配置为感测球囊与待阻塞的目标静脉之间的接触压力。如本文所提供的,压力传感器28可用于更好地确保在球囊和目标静脉之间产生期望的预定接触力或接触压力,以实现期望的静脉阻塞。应当理解,压力传感器28可以以任何合适的方式定位在血管内导管系统10内。

流体源16包含冷冻液26,其在冷冻消融术期间、在有或没有来自控制系统14的输入的情况下被递送到球囊导管18。一旦消融术已经启动,冷冻液26可以被递送到球囊导管,并且所产生的气体在相变之后可从球囊导管18中被取回,并且可被排放或以其它方式作为废气丢弃。此外,冷冻消融术期间使用的冷冻液26的类型可以改变。在一个非排他性实施方案中,冷冻液26可包括液态氧化亚氮。然而,可以使用任何其它合适的冷冻液26。例如,在一个非排他性替代实施方案中,冷冻液26可包括液氮。

球囊导管18的设计可改变以适应血管内导管系统10的特定设计要求。如图所示,球囊导管18被配置成在冷冻消融术期间(即在血管内导管系统10的使用期间)插入患者12的体内。在一个实施方案中,球囊导管18可使用控制系统14来定位在患者12的体内。换言之,控制系统14可控制球囊导管18在患者12体内的定位。替代地,球囊导管18可以由医疗保健专业人员(在本文中也被称为“操作者”)手动定位在患者12的体内。如本文所使用的,医疗保健专业人员和/或操作者可包括医生、医生助理、护士和/或任何其他合适的人和/或个体。在某些实施方案中,利用由控制系统14接收的传感器输出的至少一部分,将球囊导管18定位在患者12的体内。例如,在多个实施方案中,传感器输出由控制系统14接收,所述控制系统14然后可以向操作者提供关于球囊导管18的定位的信息。至少部分地基于由控制系统14接收的传感器输出反馈,操作者可调节球囊导管18在患者12体内的定位,以确保球囊导管18相对于目标心脏组织(未示出)恰当地定位。虽然在本文具体参考球囊导管18,如上所述,但是应当理解,可以使用任何合适类型的医疗装置和/或导管。

手柄组件20由操作者操作和使用,以操作、定位和控制球囊导管18。手柄组件20的设计和具体特征可以改变,以适应血管内导管系统10的设计要求。在图1中示出的实施方案中,手柄组件20与控制系统14、流体源16和图形显示器24隔开,但是与它们电气和/或流体连通。在一些实施方案中,手柄组件20可以将控制系统14的至少一部分例如压力传感器28集成和/或包括在手柄组件20的内部。应该明白的是,手柄组件20与本文中具体示出和描述的相比可包括更少或附加的部件。

在各个实施方案中,操作者可使用手柄组件20来启动和/或终止冷冻消融过程,例如,开始冷冻液26向球囊导管18的流动,以便消融患者12的某些目标心脏组织。在某些实施方案中,控制系统14可超控(override)操作者对手柄组件20的使用。以另一种方式来说,在一些实施方案中,至少部分地基于传感器输出,控制系统14可终止冷冻消融过程,而无需操作者使用手柄组件20来这样做。

控制台22联接到球囊导管18和手柄组件20。此外,在图1中示出的实施方案中,控制台22包括图形显示器24、流体源16和控制系统14的至少一部分。然而,在替代实施方案中,控制台22可以包含本文中未示出或描述的附加结构。仍然替代性地,控制台22可以不包括图1中的控制台22内示出的各种结构。例如,在某些非排他性的替代实施方案中,控制台22不包括图形显示器24。

在多个实施方案中,图形显示器24电连接到控制系统14。附加地,图形显示器24向血管内导管系统10的操作者提供可在冷冻消融术之前、期间和之后使用的信息和数据。例如,图形显示器24可以向操作者提供基于传感器输出的信息以及可在冷冻消融术之前、期间和之后使用的任何其它相关信息。图形显示器24的细节可根据血管内导管系统10的设计要求或操作者的特定需求、规范和/或期望而改变。

在一个实施方案中,图形显示器24可向操作者提供静态可视数据和/或信息。此外,或者在一替代方案中,图形显示器24可以向操作者提供动态可视数据和/或信息,比如视频数据或例如在消融术期间随时间变化的任何其它数据。此外,在各个实施方案中,图形显示器24可包括一种或多种颜色、不同尺寸、不同亮度等,其可以用作对操作者的警报。附加地,或者在一替代方案中,图形显示器24可向操作者提供音频数据或信息。

图2是患者212的一部分和血管内导管系统210的一个实施方案的一部分的简化示意侧视图。如图2所示,在该实施方案中,血管内导管系统210包括球囊导管218。在一些实施方案中,球囊导管218可以是低外形轮廓(low-profile)、符合解剖学的球囊导管,用于冷冻消融或热消融围绕一个或多个肺静脉242的组织以治疗心房颤动,以便改善治疗结果和手术安全性。血管内导管系统210的某些实施方案可以另外地或替代性地提供能够通过小轮廓递送装置递送的结构。

球囊导管218的设计可改变以适应血管内导管系统210的设计要求。在图2中示出的实施方案中,球囊导管218包括导丝230、导丝管腔232、导管轴234和球囊组件235中的一个或多个,所述球囊组件234包括内部可膨胀球囊236(本文中有时称为“第一可膨胀球囊”、“内部球囊”或“第一球囊”)和外部可膨胀球囊238(本文中有时称为“第二可膨胀球囊”、“外部球囊”或“第二球囊”)。如本文中使用的,应意识到的是,任一球囊236、238可以被描述为第一球囊或第二球囊。此外,内部球囊236和/或外部球囊238还可被一般性地称为"冷冻球囊"。例如,在某些应用中,内部球囊236可以是以如本文详细描述的材料、特性和尺寸制造的冷冻球囊。替代性地,球囊导管218可以被配置成仅包括单个球囊。

此外,应该明白的是,球囊导管218同样可包括其它结构。然而,为了清楚起见,附图中省略了这些其它结构。此外,如图2所示,球囊组件235,即内部球囊236和/或外部球囊238,具有外径239。

如图2中示出的实施方案所示,球囊导管218被配置成定位在患者212的循环系统240内。导丝230和导丝管腔232插入患者212的肺静脉242中,并且导管轴234和球囊236、238沿着导丝230和/或导丝管腔232移动到肺静脉242的孔244附近。

另外,如图所示,导丝管腔232环绕导丝230的至少一部分。在使用过程中,导丝230被插入导丝管腔232中,并可以穿过导丝管腔232,并从导丝管腔232的远端232A伸出。在各种实施方案中,导丝230还可以包括标测(mapping)导管(未示出),其标测心脏中的心电图,和/或可以提供将球囊导管218的至少部分定位在患者212内所需的信息。

如该实施方案中所示,内部球囊236基本上(如果不是完全的话)定位在外部球囊238内。另外,在一些实施方案中,内部球囊236的一端结合到导管轴234的远端234A,而内部球囊236的另一端结合在导丝管腔232的远端232A附近。此外,外部球囊238的一端可结合至内部球囊236的颈部或导管轴234的远端234A,而外部球囊238的另一端可结合至导丝管腔232。另外,还应当理解,在仅包括单个球囊的实施方案中,球囊可以以类似的方式固定到导管轴234和导丝管腔232。替代性地,球囊236、238可固定到其它合适的结构。

应当意识到的是,可以使用多种结合技术,包括热结合和粘性结合。例如,在至少一些实施方案中,可以使用热熔技术来实现结合。这些技术之所以是可能的,是因为在内部球囊236和外部球囊238两者中使用了材料来增强熔合的兼容性,同时保持每个球囊236、238的相应功能要求(其可以彼此相当不同)。在这样的实施方案中,例如,使用激光或蛤壳加热模组,球囊236、238中的每一个可以例如热结合到导管轴234和/或导丝管腔232,以实现小直径。为了便于热结合,导管轴234、导丝管腔232和球囊236、238被选择成使得它们对于热结合是兼容的。替代性地,如上所述,球囊236、238可以粘性结合到导管轴234和/或导丝管腔232。

使用期间,内部球囊236可以部分或完全膨胀,使得内部球囊236的至少一部分扩张,以抵靠外部球囊238的至少一部分。以另一种方式来说,在球囊导管218的使用期间,内部球囊236的外表面236A的至少一部分扩张,并且基本上直接抵靠外部球囊238的内表面238A的一部分。这样,当内部球囊236完全膨胀时,内部球囊236和外部球囊238具有有些类似的物理足迹(physical footprint)。因此,由于内部球囊236和外部球囊238具有类似的物理足迹,所以内部球囊236、外部球囊238和/或球囊组件235中的任一个可被认为包括外径239。

在血管内导管系统210的使用期间的某些时候,内部球囊236和外部球囊238在球囊236、238之间限定了球囊间空间246或间隙。为了清楚起见,在图2中示出了内部球囊236和外部球囊238之间的球囊间空间246,但是应该明白的是,在血管内导管系统210的使用期间的某些时候,球囊间空间246具有非常小的容积或没有容积。如本文中所提供的,一旦内部球囊236充分膨胀,外部球囊238的外表面238B于是可以定位在患者212的循环系统240内,以与待治疗的肺静脉242的孔244抵接和/或大致形成密封。特别地,在使用期间,通常期望球囊组件235的外径239略大于肺静脉242的直径,以最佳地实现肺静脉242的阻塞。如上所述,具有外径239太小或太大的球囊组件235会产生抑制实现所期望的肺静脉242的阻塞的能力的问题。

如本文中所提供的,治疗更大范围的人体解剖结构的一种方法是更好地确定球囊导管218的球囊236、238的尺寸,以匹配肺静脉242的直径。一般而言,球囊导管218的目的是密封肺静脉242,从而阻塞血流。只有在实现阻塞时,低温能量(例如冷冻液26的,如图1所示)才会引起组织坏死,这继而实现电阻断触发心房颤动的异常电信号。不幸地,如以上指出的,人体解剖结构有所不同,并且肺静脉的直径在给定患者体内以及患者之间有所不同。例如,在不同的患者中,以及在单个患者内,人肺静脉242的解剖结构可以从直径小于约十二毫米(12mm)变化到直径大于三十毫米(30mm)。

在各种实施方案中,可以通过提供球囊导管218来治疗各种肺静脉直径,所述球囊导管包括球囊236、238,所述球囊可选择性地调节以提供可用外径239的范围。改变球囊组件235的外径239的血管内导管系统210可排除使用多个球囊导管来成功地完成手术的需要。多个球囊导管的使用增加了手术时间、伤害患者212的风险和手术成本。因此,本文公开的球囊导管218包括球囊组件235,即内部球囊236和/或外部球囊238,其可在多次膨胀、瘪缩和消融循环的过程中可预测地且可靠地改变外径239。该属性将允许操作者将球囊导管218从一个肺静脉242移动到下一个,改变球囊组件235的外径239以阻塞肺静脉242,施加治疗以实现成功的结果,然后移动到下一个肺静脉242并重复该过程。理想地,将球囊导管218推进到肺静脉242、调节外径239以阻塞肺静脉242以及施加治疗的过程可以根据操作者期望而重复任何次数,以完成手术。实际上,球囊组件235与血管内导管系统210的其余部分一起为操作者提供了调节球囊组件235的外径239的能力,以更好地密封肺静脉242,同时有效地将能量剂量(球囊压力或膨胀压力)保持在狭窄、安全和有效的治疗窗口内。

如上所述,球囊组件235的操作球囊压力或膨胀压力、球囊组件235的外径239和通过球囊导管218的能量流率是相互关联的。在血管内导管系统210使用期间,膨胀压力是冷冻液26(图1中示出)通过球囊导管218的流速的结果。冷冻液26的流速决定了递送到治疗部位(例如心脏的目标心脏组织)的能量的量。递送到治疗部位的能量的量应该准确和精确,以增加充分治疗效果的可能性,包括获得肺静脉242的隔离,以及避免可能由过度能量递送引起的旁系组织损伤。重要的是,需要相对窄的治疗剂量窗口以增加改善患者结果的可能性。因此,随之而来的是,膨胀压力的少量增加对应于球囊组件235的外径239的特定的但临床上有意义的增加,同时保持在窄的剂量窗口内。当球囊组件235膨胀到较大的外径239以抵消由于较大外径239的较大表面积导致的热损失时,增加递送的能量可能是有利的。

另外,如本文所提供的,球囊236、238可被设计成包括某些性能参数。例如,在各种实施方案中,球囊236、238和/或球囊组件235的性能参数可包括以下中的一个或多个:(i)相对可预测的外径-压力曲线,(ii)具有相对薄壁的球囊236、238,(iii)在相对低的膨胀压力下和/或以小的压力变化膨胀至外径239的期望操作范围的能力,(iv)具有给定壁厚的球囊236、238的相对高的爆裂压力,(v)包括灭菌期间的抗收缩性的尺寸稳定性,和/或(vi)其他制造工艺和抗球囊236、238中的针孔和其他缺陷的能力。另外,在某些实施方案中,最终插入患者212体内的球囊236、238将具有很小的滞变(hysteresis)或没有滞变,使得操作者可基于已知的膨胀压力将球囊236、238膨胀到可变且可预测的尺寸。

在当前使用的典型球囊中,缺乏这样的球囊材料,其使本身满足冷冻球囊的所有性能和安全要求,并且允许实现有用范围的直径。例如,普遍采用的非顺应性球囊(本文描述为通常对压力变化不敏感的球囊,其中在内部压力的典型操作范围内膨胀的直径保持在小于标称直径的大约6%内)或半顺应性球囊(本文描述为其中在内部压力的典型操作范围内膨胀的直径相对于标称直径在大约6-12%之间变化的球囊)通常不提供足够宽的范围以满足临床需要。相反,虽然由非常柔软的聚合物制成的顺应性球囊(本文中描述为其中在内部压力的典型操作范围内膨胀的直径相比于标称直径改变大于约12%的球囊)容易扩张以适合解剖结构,但是它们受到滞变的困扰,并且具有不能提供适当安全水平的低爆裂压力。

内部可膨胀球囊236和外部可膨胀球囊238中的每一个所使用的具体设计和材料可以变化。例如,为了满足上述性能参数中的一些或全部,可以使用能够被挤出并形成为薄的均质膜的聚合物。在各种实施方案中,可以使用具有工程化性质的特种聚合物。

如本文所提供的,在各种实施方案中,内部可膨胀球囊236可由特殊处理的工程化聚合物材料或共混聚合物材料形成,从而实现非常薄的壁厚,例如小于约0.0010英寸(25.4微米)。在一个实施方案中,内部可膨胀球囊236的壁厚可以在大约0.0004英寸(10微米)和0.0010英寸(25.4微米)之间。在另一个实施方案中,内部可膨胀球囊236的壁厚可以等于或小于约0.0004英寸(10微米)。在这些实施方案的每一个中,内部可膨胀球囊236提供耐久性以承受多个消融循环,同时仍在规范内执行。内部可膨胀球囊236能够利用膨胀压力的相对较小变化而选择性地膨胀至不同外径239,这使得操作者能够使用单个装置来有效地治疗较宽范围的肺静脉解剖结构,这些肺静脉解剖结构通常在一个患者212内以及从患者212到患者212之间呈现不同的直径、尺寸和形状。本文所述的内部可膨胀球囊236的外径239可以使用膨胀压力的小增量变化,在通常用于冷冻球囊术的膨胀压力范围内,例如从2psig至15psig,被精确地改变。

除了单一聚合物之外,聚合物的共混物可以产生用于内部可膨胀球囊236的合适材料。例如,适于内部可膨胀球囊236的一些代表性材料包括各种等级的聚醚嵌段酰胺(PEBA),其包括由刚性聚酰胺嵌段和柔性聚醚嵌段组成的共聚物族,例如可商业获得的

另外,为了能够在相对小的膨胀压力范围内使外径239发生有意义的变化,材料弹性必须在有利于低压膨胀的特性范围内。满足这一标准的一种类型的聚合物具有90肖氏A至63肖氏D的硬度范围。使用本文所述的方法,可以提供更宽范围的硬度计以用于可变的外径239。

在一个非排他性实施方案中,内部可膨胀球囊236可以由聚氨酯比如

在替代实施方案中,聚氨酯与聚酰胺嵌段共聚物的比率可以不同于以上具体指出的。例如,混合物的比率可调节至约25%聚氨酯与约75%聚酰胺嵌段共聚物。混合物的比率也可调节至每种材料约50%。在某些非排他性的替代实施方案中,内部可膨胀球囊236可由大于50%的聚氨酯和小于50%的聚酰胺嵌段共聚物、大于75%的聚氨酯和小于25%的聚酰胺嵌段共聚物、或大于85%的聚氨酯和小于15%的聚酰胺嵌段共聚物形成。还可替代地,聚氨酯与聚酰胺嵌段共聚物的其他比率可以用于形成内部可膨胀球囊236。选择不同的比率以改善膨胀压力-外径曲线。此外,球囊管道可以由材料的混合物挤出。通过混合两种具有广泛不同的聚合物组成的不同材料,可以形成具有理想特性的球囊,其也可以热结合到导管轴234。

如图所示,外部可膨胀球囊238基本上环绕在内部可膨胀球囊236周围。在某些实施方案中,外部可膨胀球囊238可由类似材料形成,并且可以与内部可膨胀球囊236类似的方式形成。例如,适用于这种可变直径顺应性双球囊系统的外部可膨胀球囊238的一些代表性材料包括各种等级的聚醚嵌段酰胺(PEBA),例如市场上可买到的

润滑的生物相容性材料比如油脂可以插入球囊236、238之间,以允许内部球囊236自由扩张,以抵靠限制性外部球囊238。其它润滑剂也是可以考虑的。替代性地,润滑性添加剂可以复配到内部球囊管道或外部球囊管道中,以在膨胀期间减少两个球囊236、238之间的摩擦,从而对于给定膨胀压力可以更好地实现可预测且可重复的外径239。润滑剂增加了在限定工作范围的各种膨胀压力下实现预期外径239的可能性。润滑剂还可以尽可能降低工作压力,使得外径239的整个工作范围可以比双球囊系统的爆裂压力低数倍。例如,双球囊顺应性球囊系统可以具有30psi的平均爆裂压力。膨胀压力的工作范围(比如2.5psi至11psi)确保了在球囊爆裂压力与提供操作者可能期望的外径239的整个跨度所需的膨胀压力范围之间存在显著的安全裕度。

图3是示出了可用于血管内导管系统210(图2中示出)的球囊导管218(图2中示出)内的三种不同球囊(例如冷冻球囊(cryogenic balloon)或“冷冻球囊(cryoballoon)”)在不同膨胀压力下的外径239(图2中示出)的表格。应当理解,图3所示的表格中所描绘的球囊可以是内部球囊236(图2中所示)的多种实施方案。替代性地,图3所示的表格中所描绘的球囊可以是外部球囊238(图2中所示)的多种实施方案。

特别地,球囊1包括具有约85%的Pellethane和约15%的Pebax的聚合物共混物,模具直径约32mm,设计环向应力约22,000psi,设计爆裂压力约18psi,管道膨胀比约6.8,管道设计内径约0.1853英寸,并且管道设计外径约0.2052英寸。

球囊2包括100%的Pellethane,模具直径约32mm,设计环向应力约12,000psi,设计爆裂压力约14psi,管道膨胀比约7.0,管道设计内径约0.2100英寸,并且管道设计外径约0.2260英寸。

球囊3包括100%的Pebax 6333D,模具直径约32mm,设计环向应力约30,000psi,设计爆裂压力约25psi,管道膨胀比约6.0,管道设计内径约0.1800英寸,并且管道设计外径约0.1988英寸。

应理解,图3中包括的三种冷冻球囊236是冷冻球囊236的非排他性的代表性示例,并且不旨在以任何方式限制能够用于形成冷冻球囊236的特定材料。

再次参照图3,在大约2.5psig的球囊标称工作压力下,球囊1可具有大约28.8mm的标称外径239。在球囊1中,在大约7.5psig的膨胀压力下或者随着大约5.0psi的膨胀压力增加,标称外径239可以增加到大约33.4mm。换句话说,随着大约5.0psi的膨胀压力变化,球囊1的外径239可以增加(或减小)大约4.6mm。换句话说,对于球囊1,膨胀压力的变化(以psi计)与外径239的变化(以mm计)的比率为大约1.087:1。此外,在该实施方案中,球囊1在2.5psig时呈现大约11.52:1的外径239(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率,并且在7.5psig时呈现大约4.45:1的比率。

在大约2.5psig的球囊标称工作压力下,球囊2可具有大约25.0mm的标称外径239。在球囊2中,在大约7.5psig的膨胀压力下或者随着大约5.0psi的膨胀压力增加,标称外径239可以增加到大约32.9mm。换句话说,随着大约5.0psi的膨胀压力变化,球囊2的外径239可以增加(或减小)大约7.9mm。换句话说,对于球囊2,膨胀压力的变化(以psi计)与外径239的变化(以mm计)的比率为约0.633:1。此外,在该实施方案中,球囊2在2.5psig时呈现大约10:1的外径239(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率,并且在7.5psig时呈现大约4.39:1的比率。

在大约2.5psig的球囊标称工作压力下,球囊3可具有大约28.7mm的标称外径239。在球囊3中,在大约7.5psig的膨胀压力下或者随着大约5.0psi的膨胀压力增加,标称外径239可以增加到大约29.9mm。换句话说,随着大约5.0psi的膨胀压力变化,球囊3的外径239可以增加(或减小)大约1.2mm。换句话说,对于球囊3,膨胀压力的变化(以psi计)与外径239的变化(以mm计)的比率为大约4.167:1。此外,在该实施方案中,球囊3在2.5psig时呈现大约11.48:1的外径239(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率,并且在7.5psig时呈现大约3.99:1的比率。

在其它非排他性替代实施方案中,可调整用于形成冷冻球囊236的材料,使得膨胀压力的变化(以psi计)与外径239的变化(以mm计)的比率可小于约10:1、9:1、8:1、7:1、6:1、5:1、4:1、3:1、2:1、1:1、3:2,1:2、1:3或1:4。另外,或替代性地,在某些实施方案中,外径239(以mm计)与膨胀压力(以psig计)的比率可大于约20:1、15:1、12:1、10:1、8:1、7:1、6:1、5:1、4:1或3:1。

应认识到,用于冷冻球囊236的其它材料或材料组合可产生其它外径239和膨胀压力操作范围,其提供在能量递送的治疗窗口内的尺寸范围。

应该明白的是,尽管血管内导管系统210和/或球囊导管218的多个不同实施方案已经在本文中示出和描述,但是任何一个实施方案的一个或多个特征可以与一个或多个其它实施方案的一个或多个特征相组合,只要这种组合满足本发明的意图。

虽然上文已经讨论了血管内导管系统210和/或球囊导管218的多个示例性方面和实施方案,但是本领域技术人员将认识到其某些修改、置换、增加和子组合。因此,以下所附权利要求和此后引入的权利要求旨在被解释为包括在其真实精神和范围内的所有这些修改、置换、增加和子组合。

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