用於從內部消融血管壁的植入裝置和系統的製作方法

2023-05-15 17:07:01 2

用於從內部消融血管壁的植入裝置和系統的製作方法
【專利摘要】本發明涉及用於從內部消融一個或多個肺靜脈(PV)的壁的系統、裝置和方法，可優選地是透壁消融並且可優選地處於竇的水平。藉此，一個或多個植入裝置可以植入於血管中並且可以隨後由外部能量提供部件加熱。
【專利說明】用於從內部消融血管壁的植入裝置和系統

【技術領域】
[0001] 本發明屬於藉助消融治療身體血管的【技術領域】，更具體地屬於治療心臟疾病諸如 心房顫動（AF)的【技術領域】。特別地，本發明涉及用於從內部消融血管壁的系統、裝置和方 法，更具體地涉及植入裝置以及從內部消融一個或多個肺靜脈（PV)的壁，可優選地是透壁 消融並且可優選地處於竇的水平。

【背景技術】
[0002] 本發明關注一個或多個植入裝置與激勵裝置的系統、植入裝置以及使用所述系統 及一個或多個用於治療動脈和靜脈結構的裝置的方法。
[0003] 本發明還關注植入裝置、植入裝置與外部激勵部件的系統、以及用於將一個或多 個植入裝置定位在血管中、隨後加熱這些植入裝置、可優選地同時加熱這些植入裝置、由此 將熱量從植入裝置傳遞到血管內壁的方法。
[0004] 所述系統、裝置和方法可以例如用於治療房性心律失常，更具體地是心房顫動 (AF)，更具體地是陣發性、持續性或永久性的。更具體地，本發明描述了一種方法，其允許重 復地形成病變於心臟中，更具體地是心房中，更具體地是左心房和右心房中，更具體地是肺 靜脈（PV)的竇或竇口中。藉此，總體概念是將一個或多個植入裝置植入到PV或其它血管 中，所述植入裝置在為了具有PV隔離（PVI)而認為消融是必要的位置與血管內壁接觸。與 現有技術對比，消融沒有立即執行，但一個或多個植入裝置可以由外部能量提供部件加熱 直到規定的溫度，外部能量提供部件與植入裝置空間分離，即不碰觸，並且能夠提供遠程地 能量給植入裝置，用於提高植入裝置消融區域的溫度直到消融溫度。在優選實施方式中，植 入裝置包括由可顯示磁滯的材料製成的面積，並且外部能量提供部件能夠在被植入裝置的 位置形成時變磁場，藉此通過磁滯現象加熱所述植入物。植入裝置可以達到的最高溫度受 所使用磁性材料的居裡或奈爾溫度限制，超過該溫度則磁滯效果消失。該居裡或奈爾溫度 可以例如通過改變所使用磁性合金的組成而精確地設計為必要的消融溫度。在另一實施方 式中，可使用非磁性材料，然後可使用隔熱材料來提供足夠的溫度控制手段。在一實施方式 中，通過焦耳加熱或直接加熱或任何其它加熱系統來完成對植入裝置的加熱。
[0005] 因此，根據本發明的植入裝置可以使用在心臟內部、右側和左側兩者，在肺靜脈內 部，而且如果必要的話，在心臟外部的動脈和靜脈結構中。
[0006] 如在該文獻中描述的裝置、系統和方法也可使用在人或動物屍體或人體或動物體 的模型中，例如用於實踐或教育用途，其中加熱植入裝置會在血管內壁上留下消融痕跡，這 可以用於檢查植入裝置是否正確地定位且足夠的消融是否發生。
[0007] 本文獻著重描述了裝置在心臟內部、右側和左側兩者及肺靜脈內部的施加。
[0008] 本領域技術人員將能夠解釋所述裝置、系統和方法，並且如果要在其它面積中使 用則能夠給它們提供具體的特徵、器件或步驟。
[0009] 人類健康被許多隨時間改變的疾病威脅。醫藥領域一直需要創新且適應這些改 變。儘管不斷地改進治療，但心臟疾病在西方社會保持著死亡和住院的最重要原因。
[0010] 心房顫動，通常被稱為AF，是導致不規則電活動的心臟心律失常，伴有紊亂和無效 收縮。
[0011] 經歷AF的患者會患有心悸、乏力、生活質量嚴重下降、心臟衰竭加重、腦中風、死 亡率上升及諸多症狀。
[0012]AF的患病率和發病率逐漸增加，因此導致AF達到流行病的程度。
[0013]到目前為止，針對AF的抗心律失常藥物治療體現有兩個主要發現：無效和/或無 法忍受的副作用。
[0014]目前可用且普遍使用的用於預防或治療AF的藥物可以分成兩組。
[0015] 第一組由所謂的I類藥物組成：0-阻斷劑、決奈達隆和索他洛爾。
[0016] 這些藥物具有相當低的效率，範圍在20到40%之間。這些藥物的啟動和持續需要 對患者進行密切監控，因為這些藥物本身可以很容易地誘發危及生命的心律失常。
[0017] 第二組僅由一種藥物組成，即胺碘酮，它對治療AF是最有效的可用藥物。
[0018]其效率可以高達65%的範圍。然而，可能副作用的目錄幾乎是無限的：嚴重的甲 狀腺問題、嚴重的肺部疾病、皮膚的不可逆著色、視覺缺陷、可能的致癌性，等等。
[0019] 目前發現了針對心房顫動的新的微創治療方式，博士Haissaguerre教授的 Bordeaux組發現，通常被稱為PV的肺靜脈是AF的觸發位置。
[0020] 在隨後的幾年裡，開發出各種技術，圍繞著PV作為治療AF的藥物治療的替代。
[0021] 該技術被稱為肺靜脈隔離，通常簡稱為PVI。
[0022] 目的是電隔離PV中的觸發，確保在PV與被保持的左心房之間沒有單一電連接。
[0023]很快發現，在圍繞PV的線中甚至例如1mm的小間隙可能造成PV的重新電連接，因 而過程失敗，AF復發。
[0024] 電生理學，治療心臟的心律失常的領域，特徵為使用高科技設備來執行心臟內部 的診斷和治療介入。
[0025]如今，藉助經皮介入可能成功地治療幾乎所有的心律失常。不過，以安全而有效的 方式治療AF患者在電生理學中保持著大的障礙。
[0026] 存在兩種類型的可以藉以實現PVI的規程。
[0027] 第一組由構建為逐點圍繞PV的技術和裝置組成，確保在沒有任何間隙的情況下 形成連續線。
[0028] 在大多數情況下，組合地使用：用其PV來可視化左心房的非螢光透視技術；和能 夠傳送射頻（RF)或低溫能量的導管。
[0029] 然而，用該第一組規程，不能一直保證連續線的形成，具有任何間隙。這可以發生， 因為將消融尖端壓靠在壁上的壓力、從消融尖端傳遞到壁的能量、血管壁上消融斑點的大 小等等並不完全在控制之下。在某些情況下，1_數量級的間隙可能已經太寬無法確保PVI 過程的成功結果。在這些情況下，重複整個過程給患者伴隨著危險、不適、成本等等常常被 認為是必要的。
[0030]另一組由在四個PV每個之中依次以"一個單發（onesingleshot) "執行PVI而 形成的裝置組成。
[0031] 導管或護套的整個分類已經構想：傳送低溫能量、雷射能量、高強度聚焦超聲、熱 能的氣囊導管；傳送脈衝波RF能量的圓形導管；傳送RF能量的籃狀導管等等。
[0032]PVI已經從實驗療法成長為可能治療AF的最新技術介入。
[0033] 在最優化的情況下，陣發性AF的急性成功率可以達到90%，併發症發生率在6 % 左右。PVI最常見的併發症是由於消融導管而穿孔左心房所造成的心臟填塞。
[0034] 這常常可以通過執行心包經皮穿刺及疏散血液來處理，如果這證明是不充分的， 則需要藉助開胸的外科介入。
[0035] 最可怕的且常常致命的併發症是食管與左心房之間瘻的發育。
[0036] 在過去10年裡，患有AF的患者的導管消融技術已經從聚焦在PV上以及它們與左 心房（通常進一步簡稱為LA)的接合處的初始途徑演變成更廣泛的介入，主要但不排它地 介入於LA心肌及其神經營養神經支配上。
[0037] 現在已認識到，大多數導管和外科消融途徑的基石是電隔離PV與LA。
[0038] 儘管目前全球所利用的各種導管技術之中有或多或少的本質區別，但結果似乎一 律是類似的，取決於患者及其AF類型（永久性、長期的持續性、短期的持續性或陣發性AF)， 成功率的範圍從50%到90%。
[0039] 頻繁地，為改進過程結果，第二AF消融規程是有必要的。
[0040] 在過去幾年裡，執行PVI的過程時間已經大量地演變。初始地，逐點PVI經常可能 佔用多於6小時。
[0041] 新的成像技術將這些費力的過程縮短至約四到六小時。
[0042] "單發"過程再次稍微更短，但一般仍然佔用兩到三小時的過程時間。
[0043] 執行這些過程所需要的螢光透視時間同樣已經下降，但總體範圍在20-40分鐘之 間。
[0044] 因為整個過程期間患者的主要不適和患者保持不動的需要，在世界各地的許多中 心是在全身麻醉下執行PVI。
[0045] 其它中心使用"清醒鎮靜"，這意味著患者用若干不同藥物來鎮靜，但是無意向給 患者插管和通風。
[0046] 鎮靜患者的需要可以導致不同的有害副作用。
[0047] 首先，全身麻醉一直帶給患者一定的死亡率風險。另一方面，良好的"清醒鎮靜"難 以完成。
[0048] 藥物劑量不足給患者造成不適和自發性患者運動。
[0049] 藥物超劑量可以使在過程期間切換成全身麻醉成為必要，這是遠遠不明顯的甚至 在許多情況下可能是危險的。
[0050] 本發明的意圖是構想一種技術，它更容易為患者接受、耗時少、更安全且執行PVI 時至少同樣有效。
[0051] 美國專利6, 632, 223公開了一種用於治療心房顫動的系統，包括支架和能夠將支 架傳送到治療部位附近的導管。支架是自膨脹的，並且一旦被傳送，會膨脹而停留在肺靜 脈的內壁上。支架可以通過發送電流通過導管中的電線而加熱，電線連接到支架。因此加 熱的支架可消融PV壁的周向阻塞病變。消融發生的同時，導管物理連接到支架。因此，在 消融之後，支架可與導管斷開並保持到位，例如預防狹窄。該專利並未公開通過外部能量提 供部件來加熱支架的可能性，即當它沒有物理連接到導管時加熱支架的可能性。另外，它並 未公開使用顯示至少部分支架的磁滯的材料的可能性。由此，不容易控制支架的消融溫度， 事實上，傳送到支架的能量應該非常密切加以監測，因為它取決於多種因素，諸如支架的電 阻、通過線發送的電流的量和類型、這些線的電阻、支架與血管壁之間的熱接觸質量。
[0052] 美國專利申請2005/0027306公開了用於傳送自膨脹支架的導管插入裝置。該裝 置具有內軸和可相對於內軸移動的外軸。自膨脹支架接收在鄰近其遠端的內軸上。錐形尖 端位於內軸遠端上，並且它形成從傳送裝置到從中延伸通過的引線的平穩過渡。手柄允許 醫生單手部署支架。支架可使其各區段在第一徑向構造中用於傳送支架，或者支架可具有 位於第一徑向構造中的多個區段和處於第二徑向位置的多個第二區段。
[0053] 美國專利申請2005/0101946公開了另一種用於通過消融肺靜脈治療AF的方法和 系統，使用的支架具有諧振電路。支架可以植入於消融部位處，隨後由外部能量提供部件激 活，特別地由具有支架諧振電路諧振頻率的電磁場激活。此申請並未公開使用顯示至少部 分支架的磁滯的材料、並且使用滯後效果來激活支架的可能性。由此，以這種方式也不容易 控制支架的消融溫度。傳送到支架的能量應該非常密切地加以監測，因為它取決於多種因 素並且支架的溫度未在控制之下，諸如支架的電阻和支架的諧振電路、RF場在支架部位的 大小、支架與血管壁之間的熱接觸質量。
[0054] 歐洲專利申請EP1 036 574公開了一種用於加熱被植入的支架直到一定的溫度 的裝置和方法，使用的是外部能量提供部件。支架可以通過磁滯效果而加熱。然而，在該專 利申請中，溫度由外部控制系統控制，外部控制系統經由例如紅外相機來測量支架的溫度， 並且相應地變更由外部能量提供部件提供的能量。藉此，它並未明確公開的是，使用系統進 行消融。此外，溫度由外部反饋系統控制，沒有例如由支架的材料屬性控制。而且，歐洲專 利申請EP1 036 574並未公開的是，支架或植入物可至少與血管內壁的基本完整的周向 帶對向。
[0055] 美國專利7, 235, 096公開了一種用於治療受損體腔的可植入支架，其包括具有若 幹互連的微孔的管狀支架主體，互連的微孔統一沿著主體的全長分布在整個主體上。管狀 支架主體具有若干互連的微孔，基本上統一沿著支架主體的全長分布在整個支架主體上； 若干微孔較小以促進有組織的增長模式，使細胞滲透於整個支架主體上，並且支架主體另 外基本上沒有孔大於所述微孔；支架主體由纖維三維非織造基質形成。此專利還公開了一 種支架系統，其包括與能量源間隔並列的支架，以經皮地把能量施加到支架，由此導致支架 溫度增至超過體溫（可優選地為38-49°C)的溫度。它進一步公開了一種活性支架，其包括 支架並且進一步包括互連微孔中的活細胞生長。公開了一種用於測量通過體腔的流體流的 方法，涉及：將支架植入到使流體流通過它的體腔中；經皮地給所植入的支架通電以升高 其溫度超過體溫；在停止通電時經皮地監測來自至少一個溫度傳感器的輸出，以確定至少 一個傳感器中的每個處的冷卻速度：以及根據至少一個傳感器處的冷卻速度來獲得通過支 架的流體的流動速度。還公開了一種用於治療受試者中管狀主體器官的方法，涉及：促進活 細胞在支架中的內生長；以及先於或晚於促進活細胞內生長將支架植入到受試者的管狀器 官中，以治療管狀器官，其中支架主體由纖維三維非織造基質形成。
[0056] 在美國專利7, 235, 096中，支架的溫度可以由至少部分外部控制系統來控制。在 這種情況下，一個或多個溫度傳感器將所測量的溫度傳輸到所述外部控制系統，所述外部 控制系統然後控制外部能量源。進一步，在該專利中，支架的溫度可以通過使用居裡溫度的 材料加以控制，其中經由滯後加熱發生支架的加熱。藉此支架的溫度受限於居裡溫度，因為 滯後加熱的機制僅在居裡溫度以下有效。兩種溫度控制機制，即外部控制系統和使用磁性 材料，均具有它們的缺點。
[0057] 包括外部控制系統的機製造成專用的外部能量源成為必要，具體適於接收來自溫 度傳感器的溫度。此外，在這樣的系統中，在大多數情況下將是射頻場的能量源將需要控制 強度，可能地還需要控制頻率，以使植入物保持在期望的溫度下。
[0058] 滯後加熱的機制具有許多困難，尤其是在以最佳居裡溫度發現正確合金時。因為 該最佳溫度情況之間可不同，不同的合金需要發現不同的溫度。
[0059] 本領域仍需要有一種改進的裝置、系統和方法，用於從內部消融血管壁周圍的基 本完整的周向帶。本發明旨在解決至少一些上述問題，例如確保：從內部執行對血管壁周圍 的基本完整的周向帶的消融，消融本身可以由外部部件並且如果必要多次地觸發，消融溫 度在良好控制之下並且不取決於治療中的較少受控元件或複雜監測系統，等等。
[0060] 本發明試圖通過提供具有內置溫度控制部件的植入物來克服上述問題，其中所述 控制部件能夠將至少部分植入物的溫度保持到期望溫度或期望溫度以下。本發明還提供了 一種用於將植入物加熱到或高達期望最高溫度的系統和方法。


【發明內容】

[0061] 本發明提供了一種一個或多個植入裝置與激勵裝置的系統、一種植入裝置、以及 一種使用所述系統及用於治療動脈和靜脈結構的一個或多個裝置的方法。本發明還關注植 入裝置、植入裝置與外部激勵部件的系統、以及用於將一個或多個植入裝置定位在血管中、 隨後加熱這些植入裝置、可優選地同時加熱這些植入裝置、由此傳遞熱量從植入裝置到血 管內壁的方法。
[0062] 在第一方面，本發明提供了一種用於從內部消融至少一部分血管壁的系統，包 括：
[0063] -自膨脹植入裝置，適於植入和部署在所述血管內；其中所述植入物包括沿著至 少一部分其長度的消融區域，所述消融區域適於與所述血管表面接觸，並且所述消融區域 至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到植入物時有效地消融所述血管內的信 號阻塞路徑；
[0064] -外部能量提供部件，與植入裝置空間分離並且能夠提供能量給植入裝置，以提高 植入裝置的消融區域的溫度直到消融溫度。
[0065] 在優選實施方式中，所述系統包括不止一個植入裝置，每個植入裝置適於植入和 部署在一個或多個血管內。這些植入裝置每個可以適於植入和部署在一個或多個肺靜脈 內。
[0066] 在特別優選的實施方式中，所述系統的一個或多個植入裝置包括具有第一直徑的 近側部和具有第二直徑的遠側部，第二直徑小於第一直徑並且足夠使所述植入物安置在一 個或多個血管內。
[0067] 在優選實施方式中，所述系統的一個或多個植入裝置的至少一部分由顯示磁滯的 至少一種材料製成，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵磁材料。此外，外部能量提供部件可在一個或 多個植入裝置的位置處形成時變磁場。在更優選的實施方式中，該時變磁場由電線圈形成， 時變電流發送通過電線圈。
[0068] 在另一實施方式中，所述系統還包括：
[0069]-護套，適合將一個或多個植入裝置運送和傳送到位於一個或多個血管中的期望 位置或附近；
[0070] -引線，適合將具有一個或多個植入物的護套依次引導到位於一個或多個血管中 的期望位置。
[0071] 在第二方面，本發明提供了一種適於植入和部署在血管內的自膨脹植入裝置；所 述植入物包括沿著至少一部分其長度的消融區域，消融區域適於與血管表面接觸，並且消 融區域至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到植入物時有效地消融血管內的 信號阻塞路徑；其中所述消融區域包括顯示磁滯的至少一種材料，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵 磁材料。
[0072] 在類似的方面，本發明提供了一種植入裝置，可優選地是自膨脹植入裝置，其適於 植入和部署在血管內，所述植入物包括沿著至少一部分其長度的消融區域，消融區域適於 與血管表面接觸並且適於至少與基本完整的周向帶或螺旋帶對向，並且所述消融區域在將 能量施加到植入裝置時有效地消融血管內的信號阻塞路徑，其中可優選地所述消融區域包 括顯示磁滯的至少一種材料，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵磁材料。
[0073] 在另一類似的方面，本發明提供了一種植入物，包括：包括拾波線圈的電路、加熱 器線圈、以及包括閉合位置和中斷位置的溫度控制開關。所述開關可優選地包括雙金屬器 件和/或熱敏電阻，諸如PTC熱敏電阻，和/或所述開關可優選地包括溫度傳感器並且可優 選地是數字的，包括恆溫器，當所述傳感器測量預定溫度時，所述恆溫器連接到所述傳感器 和所述開關，以中斷所述開關因此中斷所述電路。
[0074] 在優選實施方式中，植入裝置適於植入和部署在肺靜脈內。在更優選的實施方式 中，所述植入裝置的所述消融區域適於與所述肺靜脈表面接觸並且適於至少與基本完整的 周向帶對向，以確保PVI。
[0075] 在特別優選的實施方式中，植入裝置的各部分由多於一種顯示磁滯且具有不同居 裡或奈爾溫度的材料製成。
[0076] 在更優選的實施方式中，植入裝置適合長期植入。在另一優選實施方式中，植入裝 置是可生物吸收植入裝置或是在一個或多個消融之後例如通過蒸發而消失的植入物。此 夕卜，植入裝置可包括具有第一直徑的近側部和具有第二直徑的遠側部，第二直徑小於第一 直徑並且足夠使所述植入裝置安置在血管內。植入裝置可進一步包括位於所述植入裝置的 近側部或遠側部處或附近的錨固部件，與血管內壁比較，所述錨固部件適合將裝置保持在 相同的位置處或附近。
[0077] 在優選實施方式中，所述植入裝置的可以在植入所述植入裝置時與患者血液開始 接觸的部分與植入裝置的其餘部分熱隔離，使得在激勵植入裝置期間血液不會被加熱或過 熱。這樣的部分可以包括遠腔（adluminal)塗層或具有高隔離特性的層。
[0078] 在優選實施方式中，所述植入物包括熱活性塗層，其激活溫度在35°C和37°C之 間，使得體溫將觸發激活。在替代優選的實施方式中，所述植入物包括熱活性塗層，其激活 溫度超過45°C，使得激活僅在所述消融區域由所述外部能量提供部件加熱時被觸發。
[0079] 在優選實施方式中，植入裝置包括具有一定居裡溫度的材料的芯部區域，由適合 植入裝置的用途的具有熱和/或彈性屬性的其它材料包圍。
[0080] 在一實施方式中，所述植入物包括能夠產生有限的壞死和/或神經毒性病變的物 質。
[0081] 在優選實施方式中，植入裝置包括填充有一種或多種物質並且在植入物被加熱時 打開的腔室。在更優選的實施方式中，這些物質在釋放到患者體內或血管壁中之前被混合， 例如用來傳送雙組分神經毒素（neurotixine)。在另一優選實施方式中，這些物質是一種或 多種以下物質的選擇或組成：
[0082] -乙醇；
[0083] _河豚毒素和蟾毒素；
[0084] -莫魯竭毒素（maurotoxin)、竭毒素（agitoxin)、卡律竭毒素（charybdotoxin)、 瑪格毒素、斯羅毒素（slotoxin)，地種海葵毒素（scyllatoxin)或赫福毒素（hefutoxin);
[0085] -媽抑蛋白（calciseptine)、泰卡毒素（taicatoxin)、媽阻蛋白（calcicludine) 或PhTx3 ;
[0086] -肉毒桿菌黴素；
[0087] -鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇；
[0088] -穀氨酸；
[0089] -異喹啉；
[0090] -N-甲基-(R)-豬毛菜酷（N-methyl-(R)-salsolinol);
[0091] -0-咔啉衍生物。
[0092] 在又一方面，本發明提供了一種系統，其包括根據本發明的一個、兩個、三個、四個 或更多個植入裝置，諸如5個、6個、7個、8個、9個或10個或更多個植入裝置。可優選地， 該系統包括：外部能量提供部件，與所述植入裝置空間分離並且能夠提供能量給所述植入 裝置，以提高植入裝置的消融區域的溫度直到消融溫度；和/或護套，適合將一個或多個植 入裝置運送和傳送到位於一個或多個血管中的期望位置或附近；和/或引線，適合將具有 一個或多個植入物的護套依次引導到位於一個或多個血管中的期望位置。在優選實施方式 中，所述系統包括根據本發明的一個、兩個、三個或四個植入裝置，每個植入裝置適於相應 的肺靜脈。
[0093] 在再一方面，本發明提供了一種方法，用於經由從內部消融一個或多個肺靜脈壁 上的基本完整的周向帶通過肺靜脈隔離來治療患有心房顫動的患者，包括以下步驟：
[0094] -藉助護套和引線將一個或多個植入裝置植入於一個或多個肺靜脈中，所述植入 裝置各包括沿著至少一部分其長度的消融區域，所述消融區域適於與所述肺靜脈表面接 觸，並且所述消融區域至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到所述植入裝置時 有效地消融所述肺靜脈內的信號阻塞路徑；
[0095] -縮回護套和引線；
[0096] _隨後由外部能量提供部件加熱一個或多個植入裝置的消融區域，所述外部能量 提供部件與植入裝置空間分離。
[0097] 在類似方面，本發明提供一種用於加熱一個、兩個或更多個植入裝置的方法，其適 合植入於一個、兩個或更多個血管中，包括以下步驟：
[0098] _隨後藉助護套和引線將所述植入裝置定位於所述血管中，所述植入裝置各包括 沿著至少一部分其長度的消融區域，所述消融區域至少與基本完整的周向帶或基本螺旋帶 對向，所述植入裝置在將能量施加到所述植入裝置時有效地消融所述血管內的信號阻塞路 徑；
[0099]-縮回護套和引線；
[0100] -由外部能量提供部件加熱所述植入裝置的消融區域，所述外部能量提供部件與 所述植入裝置空間分離；
[0101] 其特徵在於，所述加熱發生在縮回所述護套和引線之後，並且所述植入裝置的所 述加熱同時發生。
[0102] 在所述方法的優選實施方式中，先於由外部能量提供部件加熱一個或多個植入裝 置的消融區域而觀察到恢復周期。此外，該恢復周期可足夠長久，以允許一個或多個植入裝 置整合到血管壁中或內皮化。
[0103] 在所述方法的特別優選實施方式中，由與植入裝置空間分離的外部能量提供部件 加熱一個或多個植入裝置的消融區域的步驟不止一次地執行，例如以適當間隔的時間間隔 執行，只要被認為是必要的即可，等等。
[0104] 在所述方法的更優選實施方式中，使用在該文獻中描述的一個或多個植入裝置。
[0105] 在方法的還要更優選實施方式中，使用如該文獻所描述的系統。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0106] 圖1至5和圖9至11示意性地表示根據本發明用於治療動脈和靜脈結構的植入 物的不同實施方式。
[0107] 圖6至8示意性地表示根據本發明的一部分植入物的細節。
[0108] 圖12示意性地表示具有引線和植入裝置的護套的實施方式。
[0109] 圖13示意性地示出可以完成導管插入的方式，用於將一個或多個植入物傳送於 PV中。
[0110] 圖14示意性地表示外部能量提供部件的實施方式，它可以用於治療患者。
[0111] 圖15示意性地表示在PV處已就位的植入物的實施方式。
[0112] 圖16示出鐵磁體的磁滯回線：H是磁場強度，M是樣本磁矩，He是矯頑場，Mr是殘 餘磁矩，而Ms是飽和磁矩。非限定性的磁滯回線由虛線顯示。回線上某些點的樣本的疇結 構被示意性地示出。
[0113] 圖17示出典型的溫度與居裡或奈爾溫度為140°C的磁性材料的磁滯回線的相關 性。
[0114] 圖18示出具有沙漏形狀的植入物的實施方式，其中位於直徑變得更小的中間區 域附近，一套加熱環附接至植入物的沙漏形部分周圍。
[0115] 圖19示出包括保險絲的植入物的實施方式，使得在一定的溫度下，可生成的線路 被中斷。圖19a示出保險絲的細節圖。
[0116] 圖20示出在不同構造中金屬植入物可以由形狀記憶合金構建。開關或保險絲的 打開和關閉位置的細節分別在圖20a和20b中示出。
[0117] 在仍然不同的構造中，如圖21示出的和圖21a的細節，植入物由兩種不同材料組 成。
[0118] 圖22圖示植入物的實施方式，具有形成在植入物周圍的廣闊塗層，但幾乎完全在 遠腔側。
[0119] 圖23圖示本發明的概念，其中植入裝置設置有內置熱開關。
[0120] 圖24圖示處於血管中的膨脹位置的植入物的尺寸。
[0121] 圖25a_g圖示本發明的不同實施方式，其中線圈的形狀以及絕對和相對大小在不 同實施方式之間可不同。
[0122] 圖26圖示的是熱量主要沉積在繞組附近，但也可能是血管的外側可以加熱至增 加的溫度.
[0123] 圖27a_b圖示包括例如PTC或熱敏電阻開關的其它實施方式，用於實質柱形的植 入物。
[0124] 圖28圖示AC-DC轉換器，其可以是可以附接至pcb並聯接到線圈的更大電子電路 的一部分。
[0125] 圖29a_d圖示可以用於本發明植入物實施方式中的電子電路。
[0126] 圖30a_34圖示外部能量提供部件的實施方式，其可以用於本發明的系統或方法 中，以通過在植入物位置提供時變磁場來提供給植入物能量。

【具體實施方式】
[0127] 本發明涉及一種一個或多個植入裝置與激勵裝置的系統、一種植入裝置、以及一 種使用所述系統及用於治療動脈和靜脈結構的一個或多個裝置的方法。本發明還涉及植入 裝置、植入裝置與外部激勵部件的系統、以及用於將一個或多個植入裝置定位在血管中、隨 後加熱這些植入裝置、可優選地同時加熱這些植入裝置、由此將熱量從植入裝置傳遞到血 管內壁的方法。
[0128] 除另有限定者，在所公開的本發明中使用的所有術語，包含技術和科學術語，其含 義普遍為本發明所屬領域普通技術人員所理解。藉助進一步指導，術語定義被包含以更好 地認識本發明的教導。
[0129] 如本文中使用的，以下術語具有以下含義：
[0130] 如本文中使用的不定冠詞和定冠詞指的是單數和複數對象兩者，除非上下文另外 明確規定。舉例來說，"一隔室"指的是一個或多於一個隔室。
[0131] 如本文中使用的"約"，指的是可測量值諸如參數、量、時間期限等，意指涵蓋指定 值的+/-20%或更少變化，可優選地+/-10%或更少，更可優選地+/_5%或更少，甚至更可 優選地+/-1 %或更少，還要更可優選地+/-〇. 1 %或更少，到目前為止，這樣的變化適宜執 行在所公開的本發明中。然而，應理解的是，修飾語"約"所指的值本身也被具體公開。
[0132] 如本文中使用的"包括"及其變型與"包含"及其變型或"含有"及其變型同義，並 且是指定隨之的例如器件的存在且不排斥或排除本領域已知或本文中公開的另外未引述 器件、特徵、元件、構件、步驟的存在的包容性或開放性術語。
[0133] 由端點表述數值範圍包含歸入此範圍內的所有整數和分數，以及被表述的端點。
[0134] 表述"增重了重量百分比），在此及整個說明書中除另有限定者，指的是基 於形成物總體重量的各自器件的相對重量。
[0135] 表述"植入物"和"植入裝置"在該申請中可互換使用。如本上下文使用的植入裝 置指的是人造管或管類裝置，即具有周向壁並且在頂部和底部至少部分打開的裝置，其中 所述周向壁可具有或可不具有開口或孔，所述管或管類裝置意圖放置在患者身體例如靜脈 的血管內部，或者放置在人或動物屍體或人體或動物體模型的血管內部。在本上下文中，術 語"植入物"和"植入裝置"不一定意指裝置要放置在血管內部來保持該血管對流體打開，但 是這可以是裝置的效果之一。然而，植入裝置意指要安置在與血管比較而言的固定位置中， 並且由於通過血管的流體流而不移動。當使用術語"被植入的"裝置時，它意指已經植入的 植入物或植入裝置。在一實施方式中，植入裝置是支架裝置，意指所述裝置的預期效果是在 植入時保持血管對流體打開。
[0136] 術語"導管"和"護套"在該申請中可互換使用。
[0137] 術語"引線"在該申請中用於在插入體內時可以可控制地引導的裝置。在優選實 施方式中，它是導管，即引導導管。在另一實施方式中，它是實心的並且不具有管腔。
[0138] 術語"居裡溫度"和"奈爾溫度"指的是超過該溫度鐵磁、抗鐵磁和亞鐵磁材料變 成順磁性或抗磁性，並且在下文中可互換使用。
[0139] 在此及整個正文中"電阻加熱"和"焦耳加熱"使用為同義詞，並且指的是電流通 過導體釋放熱量的過程。
[0140] 在此及整個正文中"熱開關"和"溫度控制開關"使用為同義詞，並且指的是取決 於溫度值能夠閉合或打開一個或多個電路的開關。該溫度可以是開關位置的溫度，或者可 以是在不同位置獲得的溫度。熱開關的【具體實施方式】在正文中進一步呈現。
[0141] 在第一方面，本發明提供了一種用於從內部消融至少一部分血管壁的系統，包 括：
[0142] -自膨脹植入裝置，適於植入和部署在所述血管內；其中所述植入物包括沿著至 少一部分其長度的消融區域，所述消融區域適於與所述血管表面接觸，並且所述消融區域 至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到植入物時有效地消融所述血管內的信 號阻塞路徑；
[0143] -外部能量提供部件，與植入裝置空間分離並且能夠提供能量給植入裝置，以提高 植入裝置的消融區域的溫度直到消融溫度。
[0144] 植入裝置是自膨脹的，例如，由形狀記憶合金形成，並且構造成停留在例如肺靜脈 的內壁上。植入物可形成為環、螺旋、逐步纏繞的螺旋或其它適合形狀。它可具有錨固部件 諸如鉤或倒鉤，位於端部附近，可優選地位於竇一側的近端附近或者位於竇口一側的遠端 附近，或者在左心房附近植入於PV中時更深入血管中。植入裝置可包括消融區域，其與血 管壁的消融區域接觸。可優選地，消融區域包括位於血管壁周圍的基本完整的周向帶。消 融區域可包括位於血管內壁周圍的完整的周向帶，或者消融區域可包括位於血管壁周圍的 完整的周向帶並且這針對的是壁的完整厚度。"基本"意指消融區域使得源自消融區域一側 的所有電信號均不會達到另一側，即信號阻塞路徑被消融。通過電磁輻射由外部部件、通過 經時變磁場的滯後加熱、通過直接和間接感應及通過焦耳加熱、通過聲、機械振動及化學能 量手段、通過熱/化學或機械/化學釋放系統，能量可以提供給植入裝置。
[0145] 本發明優於現有技術的一個優點在於，一個或多個植入裝置可以同時加熱，即能 量到植入物的傳送在同一時間發生，並且不需要依次完成。這節省了時間並增加了患者舒 適度。通過對溫度的內置控制，例如通過使用具有指定居裡溫度的磁性材料或者通過在植 入物中使用適當的隔熱材料，另外的能量傳送將不會在植入物中進一步增加溫度積聚。
[0146] 通過"外部"能量提供部件意指這些部件與植入裝置空間分離，即在能量提供部件 與植入裝置之間沒有物理連接，或者，更具體地，能量提供部件完全在患者身體外部，並且 在提供能量的同時患者的皮膚可以保持完好。
[0147] 根據治療的需要來指定消融區域的溫度。取決於所需要的消融溫度，植入裝置可 以通過使用構成植入裝置的材料的磁性和熱屬性而設計成在一定區域中比其它區域更溫 暖。在一實施方式中，植入裝置的各部分可與植入裝置的其它部分或者與身體或體液的部 分熱隔咼。
[0148] 在優選實施方式中，所述系統包括不止一個植入裝置，每個植入裝置適於植入和 部署在一個或多個血管內。這些植入裝置每個可以適於植入和部署在一個或多個肺靜脈 內。
[0149] 在約60 %的患者中，四個PV分離地溢出到左心房中。然而，在其它患者中，兩個PV 具有普通型溢出口，並且在還有其它的患者中，可以有溢出於左心房中的第五靜脈。應該很 明顯的是，一個或多個植入裝置可以適於安裝到所有這些靜脈中，也針對較少發生的情況。
[0150] 在特別優選的實施方式中，所述系統的一個或多個植入裝置包括具有第一直徑的 近側部和具有第二直徑的遠側部，第二直徑小於第一直徑並且足夠使所述植入物安置在一 個或多個血管內。
[0151] 主要針對右PV，可以使用上述的植入物，因為這些PV常常在其竇口中具有與其竇 中不同的直徑。
[0152] 在特別優選的實施方式中，所述系統的一個或多個植入裝置包括具有第一直徑的 近側部和具有第二直徑的遠側部，第二直徑大於或等於第一直徑並且足夠使所述植入物安 置在一個或多個血管內。
[0153] 主要針對左PV，可以使用上述的植入物，因為這些PV在其竇口中常常具有與其竇 中相同或相似的直徑。在某些情況下，PV遠側部分的直徑大於近側部分的直徑。
[0154] 明顯地，PV連接到左心房的方式取決于于患者。竇和竇口的形狀可以針對每個PV 和每個患者而不同。然而，對本領域技術人員應該很明顯的是，具有較大直徑的近側部要放 置在竇附近，而具有較小直徑的遠側部要放置在竇口附近或更深入PV內部。在將植入裝置 植入於另一類型血管中的情況下，應該很明顯的是，植入裝置的形狀可以適於安裝到具體 的血管中。
[0155] 為了做出植入物的形狀和尺寸，當從竇口進入竇時，可能通過掃描技術諸如CT掃 描或MRI來收集變化直徑的血管的數據。根據這些數據，例如針對所有四PV患者，人們可 以推導出植入物的必要形狀和尺寸。在沒有外科手術的情況下可以再次完成這種測量，由 此增加患者的舒適度和健康並且減少醫療風險。在這種測量後，植入物可以定做以配合患 者的一個或多個血管。
[0156] 在優選實施方式中，所述系統的一個或多個植入裝置的至少一部分由顯示磁滯的 至少一種材料製成，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵磁材料。此外，外部能量提供部件可在一個或 多個植入裝置的位置處形成時變磁場。在更優選的實施方式中，該時變磁場由電線圈形成， 時變電流發送通過電線圈。
[0157] 磁滯源自材料的過多。最知名的和最常使用的是鐵磁、抗鐵磁和亞鐵磁材料。這 些具有高度非線性的磁性屬性，即磁感應場不直接與材料內部的被施加磁場成比例。然而， 超過一定的溫度，稱為居裡或奈爾溫度，所有這些材料失去其具體磁性屬性。該溫度是針對 具體材料的（material-specific)。超過該溫度，鐵磁、抗鐵磁和亞鐵磁材料變成順磁性或 抗磁性，並且由此失去其非線性的磁性屬性。鐵磁、抗鐵磁和亞鐵磁材料的非線性的磁性屬 性可以由施加時變磁場時觀察到的滯後推斷出。
[0158] 觀察磁性材料的磁滯，諸如鐵磁體。鐵磁體的主要特徵是存在自發磁化。鐵磁體 常常不是均勻磁化，而是分成疇（domains)-均勻自發磁化的區域，其磁化程度（每單位體 積的磁矩）是一致的，但是方向不同。在損害其它疇的情況下，在外部磁場的影響下，沿著 場磁化的疇的數量和大小增加。而且，一定的疇的磁矩可在場的方向上旋轉。結果，樣本的 磁矩增加。
[0159] 鐵磁樣本的磁矩M對外部磁場的強度H的相關性（磁化曲線）在圖16中示出。 在足夠強的磁場中，樣本被磁化至飽和（隨之，場進一步增加，M值保持幾乎不變一點A)。 在此，樣本由一個疇組成，飽和Ms的磁矩沿著場取向。隨著外部磁場的強度H減少，樣本的 磁矩M將沿著曲線I下降，根本上是因為疇的外觀和生長，其磁矩逆著場取向。疇的生長是 由於疇壁的運動。因各種缺陷（諸如雜質或不均勻性）樣本的存在而阻礙該運動，這在一 些點處增強了疇壁；非常強的磁場需要將它們移位。因此，隨著場H下降至零，所謂的殘餘 磁矩Mr(點B)被保留。樣本可以僅在相反方向的足夠強的場中被完全消磁，這被稱為矯頑 場（矯頑力）He(點C)。隨著相反取向的磁場進一步增加，樣本沿著場再次磁化至飽和（點 D)。磁性逆轉（從點D到點A)沿著曲線II發生。因此，隨著場經歷周期性改變，表徵樣本 磁矩改變的曲線形成了磁滯回線。如果場H周期性地改變，這樣限制使磁化未達到飽和，則 非限定性的磁滯回線得以產生（曲線III)。通過減少場H到零的改變程度，樣本可以完全 消磁（可以達到點0)。樣本從點0的磁化沿著曲線IV行進。
[0160] 在磁滯下，磁矩M的不同值對應於外部磁場強度H的相同值。該非唯一,性是由於 先於給定狀態的樣本狀態（即，樣本的磁性先前歷史）的影響。
[0161] 磁滯回線的形狀和大小以及量He可在各種鐵磁體的廣泛限制的範圍內。例如，在 純鐵中，He= 1奧斯特，而在magnico合金中，He= 580奧斯特。磁滯回線受處理材料的強 烈影響，在處理材料期間，缺陷的數量發生改變。磁滯回線的面積等於在場改變的一個周期 中樣本損失的能量。該能量也與樣本中鐵磁材料的總體積成比例。該能量最終用於加熱樣 本。這樣的能量損失被稱為滯後損失。在滯後損失不可取時的情況下（例如，在變壓器芯 部和電機的定子和轉子中），使用具有低He和小磁滯回線面積的軟磁材料。另一方面，需要 具有高He的硬磁材料來製造永磁體。
[0162] 隨著交變磁場的頻率（每單位時間磁性逆轉周期的數量）增加，由渦流和磁粘性 導致的其它損失被添加至滯後損失。在高頻率下，磁滯回線的面積相應增加。與上述的靜 態回線對比，這樣的回線有時被稱為動態回線。
[0163] 鐵磁體的諸多屬性，諸如電阻和機械變形，取決於磁矩。磁矩改變也帶來這些屬性 的改變一例如，分別觀察到電效應和磁致伸縮滯後。
[0164] 磁滯回線取決於溫度。圖17示出典型的溫度與居裡或奈爾溫度為140°C的磁性 材料的磁滯回線的相關性。注意到，形狀的溫度相關性僅是表示特性的，在軸線上沒有給出 單位，此圖意指說明用途。觀察到，磁滯回線隨溫度而改變，變得更尖更細，最後消失於居裡 或奈爾溫度。從該溫度開始，材料變成順磁性或抗磁性，並且由於滯後而沒有觀察到加熱損 失。這意味著材料不再加熱，至少不是由於滯後效果，並且保持在居裡或奈爾溫度。（在下 文，兩個術語"居裡"和"奈爾"溫度可以互換使用。）應該指出，由於其它影響諸如直接或 間接感應的加熱仍然是可能的，但這些影響在本情況下被忽略，尤其是當與滯後效果帶來 的巨大的加熱能力比較時如此。
[0165] 現在對本領域技術人員應該很明顯的是，當植入裝置的消融區域包括居裡溫度例 如為40°C的材料時，例如通過本發明系統的外部能量提供部件，植入物將被加熱直到該溫 度，並且在經受時變磁場時不多於該溫度。如果消融溫度需要是42°C或45°C，則植入物中 使用的磁性材料可變更為使該溫度為居裡溫度。這可以通過例如改變磁性材料的合金組成 來完成。磁性材料的居裡溫度可以非常精確地設計。
[0166] 在優選實施方式中，植入裝置中使用的磁性材料是以下材料的組合或合金：砷化 錳、釓，具有薄鐵覆蓋層的釓、從1000°C緩慢冷卻的具有約29. 5%鎳的鎳-鐵合金、具有 30%鎳的鎳-鐵、鉻、氧化鈷、鐵酸鋅，是居裡或奈爾溫度超過10、20、25、30、35、40°C和/或 低於75、70、65、60、55、50、45、40°C的任何磁性材料。
[0167] 合金或複合材料的居裡或奈爾溫度可以高度取決於製造這些材料的工藝規程。尤 其，退火過程是重要的。另外，可以使用變更居裡溫度的其它方式，諸如離子輻射，以提供期 望的材料。人們可以使用任何磁性材料、合金、二元合金、三元合金或四元合金，期望的居裡 或奈爾溫度如標準參考著作諸如Landolt-Bdrnstein.資料庫中指定的。
[0168] 在另一實施方式中，所述系統還包括：
[0169]-護套，適合將一個或多個植入裝置運送和傳送到位於一個或多個血管中的期望 位置或附近；
[0170]-引線，適合將具有一個或多個植入物的護套依次引導到位於一個或多個血管中 的期望位置。
[0171] 該實施方式中的護套包含植入物傳送系統，能夠傳送如正文描述的一個或多個植 入裝置。這樣的具有傳送裝置和引線的護套的實施方式在圖12中示出。
[0172] 在第二方面，本發明提供了一種適於植入和部署在血管內的自膨脹植入裝置；所 述植入物包括沿著至少一部分其長度的消融區域，消融區域適於與血管表面接觸，並且消 融區域至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到植入物時有效地消融血管內的 信號阻塞路徑；其中所述消融區域包括顯示磁滯的至少一種材料，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵 磁材料。
[0173] 可優選地，所述材料包括含鐵流體，即懸浮在熱傳導流體中的鐵磁、亞鐵磁和/或 抗鐵磁顆粒，其中所述材料可優選地含在所述植入裝置內。在更優選的實施方式中，所述 植入裝置包括一個或多個流體密封腔室，所述流體密封腔室在所述熱傳導流體中包括所述 鐵磁、亞鐵磁和/或抗鐵磁顆粒。在甚至更優選的實施方式中，所述顆粒包括任何或任何 組合的以下材料：SrFe12019、Mea-2W、Mea-2Y和Mea-2Z，其中 2W是Ba0:2Mea0:8Fe203, 2Y是 2 (BaO:MeaO: 3Fe203)，而 2Z是 3BaO: 2Mea0:12Fe203，並且其中Mea是二價陽離子，其中二價陽 離子可優選地選自鎂、鈷、錳和鋅，和/或lMeb0:lFe203，其中Meb0是選自鎳、鈷、錳和鋅的過 渡金屬氧化物，和/或金屬合金諸如LaQ.8SrQ.2Mn03、Y3Fe5_xMx012，其中M是鋁或釓並且0〈x〈2， 和/或鈀、鈷、鎳、鐵、銅、鋁和矽的任何組合的金屬合金，和/或釓、釷、鏑、鈥、鉺和銩的任 何組合與鎳、鈷和鐵的任何組合的金屬合金，和/或金屬合金RMn2X，其中R是稀土諸如鑭、 鈰、鐠或鈮，而X是鍺或矽任一。特別優選的是任何以下合金或以下合金的任何組合：具有 28%或 29. 6%鎳的NiCu、NiPd、具有 6. 15%鈀的PdCo、具有 4%鎳的NiSi、（Ni,Zn0)Fe203、 Laa8SrQ.2Mn0x、Y3Fe5_xAlx012，其中1. 0彡x彡1. 7。顆粒可以具有任何大小，最長尺寸可優選 地長於10納米，更可優選地長於20納米，並且最長尺寸小於500微米，可優選地小於100 微米。在某些實施方式中，所述顆粒的最長尺寸小於1微米，可優選地小於200納米。在其 它實施方式中，所述顆粒的最長尺寸長於1微米，可優選地長於20微米。可優選地，所述顆 粒懸浮的所述流體包括最佳熱傳導屬性。在優選實施方式中，所述流體包括大的熱容量。 在另一優選實施方式中，所述流體包括低的熱容量。用於顆粒磁性材料所使用和流體所使 用的準確性質、量和組合取決於期望溫度和熱量，用於例如誘發肺靜脈內壁的完整周向消 融。在優選實施方式中，所述磁性材料包括居裡或奈爾溫度為37、38、39、40、41、42、43、44、 45、46、47、48、49、50、51、52、53、54、55°〇或之間的任何值或其任何組合，可優選地所述居裡 或奈爾溫度小於75°C，更可優選地小於70°C，甚至更可優選地小於65°C，仍更可優選地小 於62°C，還要更可優選地小於59°C，益發甚至更可優選地小於57°C，還要甚至更可優選地 小於55。。。
[0174] 在優選實施方式中，植入裝置適於植入和部署在肺靜脈內。
[0175] 在特別優選的實施方式中，植入裝置的各部分由顯示磁滯且具有不同居裡或奈爾 溫度的不止一種材料製成。
[0176] 不同溫度在不同位置導致不同病變，取決於植入裝置的哪一個消融區域包括哪種 材料。通過熱隔離由具有不同居裡溫度的材料組成的植入裝置的各部分，消融溫度沿著植 入裝置的漸變是可能的。另外，包括具有更高熱容量的材料的部分將更緩慢加熱，但將在之 後保持熱得更久，等等。消融特性的設計可以通過設計植入物利用在植入物中使用的材料 的磁性和熱屬性來完成。
[0177] 在更優選的實施方式中，植入裝置適合長期植入。在另一實施方式中，植入裝置 是可生物吸收的植入裝置，或者是在一個或多個消融過程之後例如通過蒸發而消失的植入 物。在優選實施方式中，植入裝置可包括具有第一直徑的近側部和具有第二直徑的遠側部， 第二直徑小於第一直徑並且足夠使所述植入裝置安置在血管內。植入裝置可進一步包括位 於所述植入裝置的近側部或遠側部處或附近的錨固部件，與血管內壁比較，所述錨固部件 適合將裝置保持在相同的位置處或附近。錨固部件可包括鉤或倒鉤或本領域另外已知的用 於將植入裝置保持在期望位置的任何事物。
[0178] 在優選實施方式中，植入裝置包括彈性可壓縮主體，所述主體包括外部可觸發部 並設置有錨固部件。主體可主要由線材製成，並且可處於膨脹或釋放位置，設置有收窄的管 狀形狀和/或稍微扁平收窄的管狀形狀，即在沿著縱軸的多數位置處的橫截面是橢圓形的 等，適合放置在肺靜脈的竇的內部。主體也可包括兩個和五個之間的圓形線材、第一較大圓 形或橢圓線材，並且進一步包括具有縮小直徑的圓形或橢圓線材，彼此定位和維持在一定 距離處，至少當主體處於釋放或未壓縮位置時如此。主體可由編織的金屬線材構建（具有 多個互連、交叉和/或層，其允許許多與心臟中的血管壁連接，更具體地在心房中，更具體 地在左心房和右心房中，更具體地在肺靜脈的竇或竇口中。主體可構想為螺旋形狀的線材， 其直徑沿著其縱軸逐漸下降。植入裝置的繞組可與橋接的直立線材部相互連接，提供閉環 以確保一旦釋放裝置則充分和圓形地覆蓋例如肺靜脈的竇/竇口。主體可顯示向外彎曲且 在它們之間仍然顯示若干互連的縱向金屬珠，以最終形成金屬籠。植入裝置其特徵在於，如 果要植入於肺靜脈口處，可以在主體圓形或橢圓線材上測量的兩個點之間的最大距離將在 從3到30mm的範圍內，更具體地從5mm到20mm，甚至更具體地從9mm到13mm。植入裝置其 特徵在於，如果要植入於竇的部位處，可以在植入裝置的主體圓形或橢圓線材上測量的兩 個點之間的最大距離將在從5到50mm的範圍內，更具體地從8mm到40mm，甚至更具體地從 10_到30_。植入裝置的主體可主要由一種或多種金屬合金製成。植入裝置的主體可包括 藉助選自電磁輻射、直接或間接感應、聲能量、機械振動、加熱和/或改變植入物或其部分 其它特性的能量場或能量場組合而可外部觸發的部分。植入裝置中使用的一些材料可具有 響應於遠程施加的交變磁場作出反應例如加熱的類型。通過電磁輻射由外部部件、通過經 時變磁場的滯後加熱、通過直接和間接感應及通過焦耳加熱、通過聲、機械振動及化學能量 手段、通過熱/化學或機械/化學釋放系統，能量可以提供給植入裝置。主體可包括由不同 金屬合金製成的部分，可選地具有不同鐵磁屬性和/或吸收係數，具體響應於交變磁場。植 入裝置的主體各部分可設置有一個或多個具有變化屬性的塗層。一個或多個線材或植入裝 置主體其它部分由不同合金和/或其它材料製成的不同層構成。植入裝置其進一步特徵在 於，不同塗層或層表示針對外部施加的能量場的不同響應，例如針對外部施加的交變磁場。 具有高隔離特性的遠腔塗層或層可提供給植入裝置。植入裝置的主體可具有自膨脹屬性， 這多虧了所使用材料的彈性特性以及主體的幾何形狀，並且當它遇到反壓約10到40,可優 選地20到30,更可優選地22到28,甚至更可優選地約25mmHg(等於變更左心房解剖所需 要的擴張壓力）時停止進一步膨脹。植入裝置其特徵在於，它設置有僅在引入到肺靜脈/ 竇中時，例如在施加外部能量場之後才釋放的有毒物質，該有毒物質然後產生有限的壞死/ 神經毒性的病變。這些毒素可包含但不限於乙醇、河豚毒素和蟾毒素、莫魯蠍毒素、蠍毒素、 卡律蠍毒素、瑪格毒素、斯羅毒素、地種海葵毒素和赫福毒素、媽抑蛋白、泰卡毒素、媽阻蛋 白和PhTx3、肉毒桿菌毒素、鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇、谷 氨酸、異喹啉、N-甲基-(R)-豬毛菜酚、0 -咔啉衍生物。植入裝置可設置有微孔，其中提供 了可以通過觸發能量場釋放的物質。植入裝置可設置有熱活性塗層，其僅在溫度超過35°C 時被激活，使得體溫將觸發激活。植入裝置可設置有熱活性塗層，其僅在溫度超過45°C時 被激活，使得外部施加能量場將觸發激活。植入裝置可設置有錨固部件，其主要由細長形狀 和/或膨脹力組成，可選地與線材結構組合，允許部分插入或壓印於心臟的壁中，更具體地 是心房，更具體地是左心房和右心房，更具體地是肺靜脈的竇或竇口。這些錨固部件還可包 括鉤或倒鉤等，可選地設置在植入物的向外指向部上。
[0179] 在優選實施方式中，所述植入裝置包括填充有一種或多種物質並且在植入物被加 熱時打開和/或在植入物獲得體溫時打開的腔室，和/或其中所述植入物包括塗層，所述包 括一種或多種物質。
[0180] 在優選實施方式中，根據本發明的植入裝置包括最大周長和最小周長，以及最大 周長和最小周長之間的比率，其中所述比率小於10,可優選地小於9,更可優選地小於8,甚 至更可優選地小於7,仍更可優選地小於6,並且大於1. 1，可優選地大於1. 5,更可優選地大 於2,甚至更可優選地大於2. 5,仍更可優選地大於3。在優選實施方式中，植入裝置包括沿 著植入物縱向方向的可變周長，所述周長在至少20mm之間變化，可優選地至少25mm，更可 優選地至少30mm，甚至更可優選地至少36mm，仍更可優選地至少42mm，還要更可優選地至 少48mm，並且至多375mm，更可優選地至多350mm，甚至更可優選地至多325mm，仍更可優選 地至多300mm，還要甚至更可優選地至多275mm，益發甚至更可優選地至多250mm。這樣的比 率或尺寸是必要的，特別地如果血管是肺靜脈，特別地在所述血管的竇中或附近，確保血管 內壁的實質周向帶將對向。
[0181] 在特別優選的實施方式中，當自膨脹植入裝置處於膨脹狀態時，所述周長是例如 肺靜脈或肺靜脈竇的植入裝置所適應的血管原始直徑的至多200%，可優選地至多190%， 更可優選地至多180%，甚至更可優選地至多170%，仍更可優選地至多160%，還要更可優 選地至多150%。
[0182] 在優選實施方式中，植入裝置包括外表面，所述外表面包括鋸齒狀或機織或編織 材料、拉管、偏心拉管、空心支柱、填充有流體的空心支柱或其任何組合。
[0183] 在優選實施方式中，根據本發明的植入裝置包括實質柱形形狀，其直徑可優選地 為至少2_，可優選地至少3_，更可優選地至少4_，甚至更可優選地至少5_，仍更可優選 地至少6mm，並且至多20mm，可優選地至多16mm，更可優選地至多13mm，甚至更可優選地至 多l〇mm，仍更可優選地至多9mm。這樣的形狀或尺寸是必要的，特別地在所述血管的實質柱 形部中，確保血管內壁的周向或螺旋帶將對向。
[0184] 在優選實施方式中，根據本發明的植入裝置包括遠側部和近側部，其中所述消融 區域在從近側部起的植入物總長度的50 %內，可優選地在40 %內，更可優選地在30 %內。 在優選實施方式中，根據本發明的植入裝置包括遠側部和近側部，其中所述消融區域在從 近側部起的25mm內，可優選地在20mm內，更可優選地在15mm內。如果植入裝置定位在肺 靜脈中用於例如PVI，則近側部意圖定位在竇附近，而遠側部意圖朝向竇口定位。使植入裝 置的消融區域更靠近近側部因此會更高效地獲得PV的竇中的周向消融。
[0185] 在優選實施方式中，植入裝置包括遠側部和近側部，並且包括經由用於預防所述 錨固裝置過熱的隔熱連接而連接到所述植入物消融區域的錨固裝置，可優選地其中所述錨 固裝置連接到遠側部。錨固裝置可包括與植入裝置其餘部分不同的材料。特別地，錨固裝置 由於其尺寸、形狀或材料可具有不同的熱特性。錨固裝置可連接到植入裝置的遠側部，以最 佳地錨固在例如PV的竇口中。隔熱連接可包括隔熱材料，或者其形狀和尺寸可增加隔熱， 例如許多薄帶或線材將錨固裝置附接至消融區域。
[0186] 在優選實施方式中，用於治療動脈和靜脈結構的所述系統包括根據任何以上實施 方式的植入裝置以及在設置有植入裝置之後可優選地構想為從患者外部使用的激勵或能 量提供裝置，其中激勵用來改變植入裝置的特性，以治療植入裝置所在的動脈或靜脈結構。 用於治療動脈和靜脈結構的激勵裝置可構想為與根據任何正文描述的實施方式的植入裝 置協作使用。
[0187] 在優選實施方式中，植入裝置的在植入所述植入裝置時可以與患者血液開始接觸 的部分與植入裝置的其餘部分熱隔離，使得在激勵植入裝置期間血液不會被加熱或過熱。 這樣的部分可包括遠腔塗層或具有高隔離特性的層。明顯的是，出於患者好處和舒適度考 慮，加熱血液應該儘可能地避免。
[0188] 在另一實施方式中，植入裝置包括具有一定居裡溫度的材料的芯部區域，由適合 植入裝置的用途的具有熱和/或彈性屬性的其它材料包圍。如此，人們可以設計通過植入 裝置的溫度輪廓。應該很明顯的是，植入物的意在通過消融接觸血管壁和形成病變的部分， 應該被主要加熱，而出於患者健康考慮，植入物的與血管或血液接觸且不意在形成病變的 其它部分應該儘可能低熱量地接收。
[0189] 在還有另一實施方式中，植入裝置包括填充有一種或多種物質並且在植入物被加 熱時打開的腔室。在優選實施方式中，這些物質在釋放到患者體內或血管壁中之前被混合， 例如用來傳送雙組分神經毒素。在更優選實施方式中，這些物質是一種或多種以下物質的 選擇或組成：
[0190] _乙醇；
[0191] _河豚毒素和蟾毒素；
[0192] _莫魯蠍毒素、蠍毒素、卡律蠍毒素、瑪格毒素、斯羅毒素，地種海葵毒素或赫福毒 素；
[0193]-鈣抑蛋白、泰卡毒素、鈣阻蛋白或PhTx3;
[0194]-肉毒桿菌黴素；
[0195] _鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇；
[0196]-穀氨酸；
[0197] -異喹啉；
[0198] -N-甲基_(R)_豬毛菜酚；
[0199] -0-咔啉衍生物。
[0200] 有了這樣的植入物，通過利用例如外部能量提供部件加熱植入物以期望的力矩將 期望的物質釋放到血管壁或血液流中變得可能。此外，植入物和植入物中的腔室可設計成 使得例如雙組分神經毒素的兩種成分在釋放到主體中之前被混合。
[0201] 在優選實施方式中，根據本發明的植入裝置包括一種或多種毒素沉積物，可優選 地位於所述裝置的外表面上，由金屬層覆蓋的所述沉積物能夠通過加熱、可優選地通過滯 後加熱而解決。
[0202] 在類似的方面，本發明提供了一種植入物，包括：包括拾波線圈的電路、加熱器線 圈、以及包括閉合位置和中斷位置的溫度控制開關。所述開關可優選地包括雙金屬器件和 /或熱敏電阻，諸如PTC熱敏電阻，和/或所述開關可優選地包括溫度傳感器並且可優選地 是數字的，包括恆溫器，當所述傳感器測量預定溫度時，所述恆溫器連接到所述傳感器和所 述開關，以中斷所述開關因此中斷所述電路。可優選地，當所述植入物處或附近的溫度高於 預限定消融溫度時，所述開關布置成從所述閉合位置改變到所述打開位置。在優選實施方 式中，當所述植入物處或附近的溫度低於預限定的切換溫度時，所述開關布置成從所述打 開位置改變到所述閉合位置。在一個實施方式中，所述消融溫度等於所述切換溫度。在另 一實施方式中，所述切換溫度不同於所述消融溫度，可優選地所述切換溫度低於所述消融 溫度，例如低於所述消融溫度至少 〇. 01°C、0. 1°C、0. 5°C、1°C、2°C、3°C、4°C、5°C、6°C、7°C、 8°C、9°C、10°C、11°C、12°C、13°C、14°C、15°C、16°C、17°C、18°C、19°C、20°C。在優選實施方式 中，所述線路包括不止一個開關，例如2、3、4或更多個開關，可優選地串聯連接，用於冗餘， 即用於確保至少一個開關功能如所期望的。
[0203] 在還一類似方面，本發明提供了一種用於通過經由加熱多次消融肺靜脈的內壁來 治療心房顫動的植入物，包括：包括拾波線圈的電路、加熱器線圈和溫度相關的LC線路，其 中所述LC線路包括溫度相關性的諧振頻率。
[0204] 在通過所述拾波線圈的時變磁通量的影響下，上述植入物的拾波線圈布置用於使 電流感應通過與之連接的電路。到此，所述拾波線圈可優選地包括低電阻和高電感。
[0205] 可優選地，所述拾波線圈包括電阻，所述電阻大於0.020hm，可優選地大於 0. 050hm，更可優選地大於0. 10hm，甚至更可優選地大於0. 150hm，仍更可優選地大於 0. 20hm，還要更可優選地大於0. 30hm，還要甚至更可優選地大於0. 50hm，和/或小於300hm， 可優選地小於300hm，更可優選地小於250hm，甚至更可優選地小於200hm，仍更可優選地小 於150hm，還要更可優選地小於lOOhm，益發甚至更可優選地小於50hm，最可優選地約10hm。
[0206] 可優選地，所述拾波線圈包括電感，所述電感大於0.02yH，可優選地大於 0. 05yH，更可優選地大於0. 1yH，甚至更可優選地大於0. 15yH，仍更可優選地大於 0. 2yH，還要更可優選地大於0. 3yH，還要甚至更可優選地大於0. 5yH，和/或小於30yH， 可優選地小於30yH，更可優選地小於25yH，甚至更可優選地小於20yH，仍更可優選地小 於15yH，還要更可優選地小於10yH，益發甚至更可優選地小於7yH，最可優選地約4yH， 例如1yH、2yH、3yH、4yH、5yH、6yH、7yH，或者是其間的任何值。
[0207] 在優選實施方式中，所述加熱線圈布置成與位於血管中、可優選地位於肺靜脈中 的基本完整的周向消融區域對向，以在所述血管的內壁上獲得基本完整的周向信號阻塞病 變。可優選地，所述加熱器線圈包括高電阻和低電感。
[0208] 可優選地，所述加熱器線圈包括電阻，所述電阻大於0. 40hm，可優選地大於10hm， 更可優選地大於20hm，甚至更可優選地大於30hm，仍更可優選地大於40hm，還要更可優選 地大於60hm，還要甚至更可優選地大於100hm，和/或小於1500hm，可優選地小於lOOOhrn， 更可優選地小於800hm，甚至更可優選地小於600hm，仍更可優選地小於500hm，還要更可優 選地小於400hm，益發甚至更可優選地小於300hm，最可優選地約為250hm。
[0209] 可優選地，所述加熱器線圈包括電感，所述電感大於0.02yH，可優選地大於 0. 05yH，更可優選地大於0. 1yH，甚至更可優選地大於0. 15yH，仍更可優選地大於 0. 2yH，還要更可優選地大於0. 3yH，還要甚至更可優選地大於0. 5yH，和/或小於30yH， 可優選地小於30yH，更可優選地小於25yH，甚至更可優選地小於20yH，仍更可優選地 小於15yH，還要更可優選地小於10yH，益發甚至更可優選地小於7yH，最可優選地約為 4yH，例如1yH、2yH、3yH、4yH、5yH、6yH、7yH，或者是其間的任何值。
[0210] 在特別優選的實施方式中，加熱器線圈的電阻大於拾波線圈的電阻，和/或拾波 線圈的電感大於加熱器線圈的電感。
[0211] 在優選實施方式中，當例如通過外部能量提供部件諸如經由電感通過強加的時變 磁場來激活植入物時流過加熱器線圈的電流大於0. 1A，可優選地大於0. 2A，更可優選地大 於0. 3A，甚至更可優選地大於0. 4A，仍更可優選地大於0. 5A，還要更可優選地大於0. 6A，益 發甚至更可優選地大於〇. 7A，還要甚至更可優選地大於0. 8A，並且小於10A，更可優選地小 於8A，甚至更可優選地小於6A，仍更可優選地小於4A，還要更可優選地小於2A，益發甚至更 可優選地小於1. 5A，還要甚至更可優選地小於1A，最可優選地約為0. 9A。
[0212] 本發明的預定溫度可優選地是植入物所放置的血管內壁的消融溫度。可優選地， 所述消融溫度是 37、38、39、40、41、42、43、44、45、46、47、48、49、50、51、52、53、54、55、56、57、 58、59、60、61、62、63、64、65、66、67、68、69、70、71、72、73、74、75°〇或之間的任何值。
[0213] 在優選實施方式中，所述拾波線圈、所述加熱器線圈和包括所述雙金屬器件的所 述溫度控制開關串聯連接，其中當加熱超過預限定溫度時，所述雙金屬器件處於打開位置， 由此中斷所述線路並停止加熱器線圈的加熱，並且其中當其溫度低於所述溫度時，所述雙 金屬器件處於閉合位置，由此閉合所述線路，使得電流，例如感應電流，可以流過加熱器線 圈。
[0214]可優選地，所述植入物包括能夠經由從外部施加的時變磁場感應來拾取AC電流 的線路供給線圈，所述供給線圈聯接到AC-DC轉換器，用於提供DC電流或電壓，可優選地聯 接到所述開關或所述植入物的其它電子器件。
[0215]在優選實施方式中，植入物包括可以分離地閉合和/或打開的源電路和加熱電 路，其中所述源電路布置用於從所述拾波環中的感應的AC電流提供DC電壓和/或電流輸 出。可優選地，所述DC輸出連接到所述開關，為所述開關提供能量。可優選地，當所述開關 閉合時，所述加熱電路布置用於經由電阻加熱來加熱所述加熱器線圈，由此允許加熱電流 流過所述加熱器線圈。
[0216]在優選實施方式中，當所述開關閉合時，所述拾波線圈和所述加熱器線圈串聯連 接，由此允許由所述拾波線圈通過感應拾取的電流流過所述加熱器線圈，由此通過電阻加 熱來加熱所述加熱線圈。
[0217]可優選地，所述加熱電流包括AC電流，如果所述開關閉合，所述AC電流可在所述 拾波線圈中感應到並傳遞到所述加熱器線圈，和/或所述AC電流可通過外部能量提供部件 諸如外部發生器在所述加熱器線圈中感應到。所述加熱電流可包括DC電流，例如設置用於 由聯接到AC-DC轉換器的供給線圈的DC電流。
[0218]在優選實施方式中，所述植入物至少部分地自膨脹。在優選實施方式中，所述植入 物包括錐體狀形狀，用於植入到肺靜脈的竇中。
[0219]可優選地，所述拾波線圈包括長度，所述長度大於10_，更可優選地大於12_，甚 至更可優選地大於14_，仍更可優選地大於15_，還要更可優選地大於16_，益發還要更 可優選地大於17_，益發甚至更可優選地大於18_，還要甚至更可優選地大於19_，最可 優選地大於20mm，並且小於95mm，更可優選地小於90mm，更可優選地小於85mm，甚至更可優 選地小於80mm，仍更可優選地小於75mm，還要更可優選地小於70mm，益發還要更可優選地 小於65mm，益發甚至更可優選地小於60mm，還要甚至更可優選地小於55mm，最可優選地小 於 50mm〇
[0220] 可優選地，所述拾波線圈包括最大直徑，當所述植入物處於膨脹位置時，所述最 大直徑大於l〇mm，更可優選地大於12mm，甚至更可優選地大於15mm，仍更可優選地大於 18_，還要更可優選地大於20_，益發還要更可優選地大於22_，益發甚至更可優選地大 於24mm，還要甚至更可優選地大於26mm，最可優選地大於28mm，並且小於70mm，更可優選地 小於65mm，甚至更可優選地小於60mm，仍更可優選地小於50mm，還要更可優選地小於40mm， 益發還要更可優選地小於35mm，益發甚至更可優選地小於30mm，還要甚至更可優選地小於 25mm，最可優選地小於20mm。
[0221] 可優選地，所述加熱器線圈包括長度，所述長度大於1_，更可優選地大於2_，甚 至更可優選地大於3_，仍更可優選地大於4_，還要更可優選地大於5_，最可優選地大於 6mm，並且小於30mm，更可優選地小於27mm，還要更可優選地小於25mm，益發甚至更可優選 地小於24_，還要甚至更可優選地小於22_，最可優選地小於20_。
[0222] 可優選地，所述加熱器線圈包括最大直徑，當所述植入物處於膨脹位置時，所述最 大直徑大於2_，更可優選地大於4_，甚至更可優選地大於6_，仍更可優選地大於8_，還 要更可優選地大於1〇_，益發還要更可優選地大於12_，益發甚至更可優選地大於13_， 還要甚至更可優選地大於14mm，最可優選地大於15mm，並且小於90mm，更可優選地小於 80mm，甚至更可優選地小於70mm，仍更可優選地小於60mm，最可優選地小於50mm。
[0223] 可優選地，所述植入物包括所述拾波線圈與所述加熱器線圈之間的距離，所述距 離大於1_，更可優選地大於3_，甚至更可優選地大於5_，仍更可優選地大於6_，還要更 可優選地大於7_，益發還要更可優選地大於8_，益發甚至更可優選地大於9_，還要甚至 更可優選地大於l〇mm，最可優選地大於12mm，並且小於80mm，更可優選地小於70mm，甚至更 可優選地小於60mm，仍更可優選地小於50mm，最可優選地小於40mm。
[0224] 本發明進一步提供了一種經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動 的系統，包括：植入物，包括如正文描述的包括拾波線圈的電路、加熱器線圈和溫度控制開 關；和用於在植入裝置的位置處生成時變磁場的磁場發生器，其中可優選地，所述磁場發生 器包括用於改變由所述發生器生成的磁場的取向的取向部件。"改變磁場的取向"藉此指的 是改變時變磁場的極化和/或所伴隨電磁波的傳播方向。通過使用取向部件，發生器可以 布置成提供沿著拾波線圈的縱軸時間變化最大的磁場，由此在所述拾波線圈中有效地感應 電流。取向部件可包括可移動和/或可旋轉的臂或天線狀結構，諸如U-形電磁體。可優選 地，所述系統包括四個諸如上文中公開的植入物。
[0225] 在類似方面，本發明提供了一種經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房 顫動的系統，包括：如該文獻中公開的植入物，包括溫度相關的LC線路，其中所述LC線路包 括溫度相關性的諧振頻率；用於在植入裝置的位置處生成時變磁場的磁場發生器；溫度測 量設備，布置用於測量所述LC線路的所述諧振頻率並且布置用於將被測量的諧振頻率關 聯到植入溫度；溫度控制部件，布置用於：
[0226] _從所述溫度測量設備接收所述植入溫度；
[0227]-比較所述植入溫度與預定的消融溫度；
[0228]-基於所述比較來控制由所述磁場發生器生成的時變磁場。
[0229] 可優選地，所述系統包括四個諸如上文中公開的植入物。
[0230] 在又一方面，本發明提供了一種方法，用於經由消融一個或多個肺靜脈內壁上的 基本完整的周向帶通過肺靜脈隔離來治療患有心房顫動的患者，包括以下步驟：
[0231]-藉助護套和引線將一個或多個植入裝置植入於一個或多個肺靜脈中，所述植入 裝置各包括沿著至少一部分其長度的消融區域，所述消融區域適於與所述肺靜脈表面接 觸，並且所述消融區域至少與基本完整的周向帶對向並且在將能量施加到所述植入裝置時 有效地消融所述肺靜脈內的信號阻塞路徑；
[0232]-縮回護套和引線；
[0233] _隨後由外部能量提供部件加熱一個或多個植入裝置的消融區域，所述外部能量 提供部件與植入裝置空間分離。
[0234] 在相關方面，本發明提供了一種方法，用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁 來治療心房顫動，包括以下步驟：
[0235] _植入如本文獻中公開的一個或多個植入物，所述植入物可優選地包括拾波線圈、 加熱器線圈和溫度控制開關，或者可優選地包括溫度相關的LC線路，其中所述LC線路在一 個或多個肺靜脈中包括溫度相關性的諧振頻率；
[0236]-在所述植入物的位置處施加時變磁場，由此將所述一個或多個植入物加熱到預 定的消融溫度。
[0237] 應該強調的是，在以上方法中，加熱植入裝置發生在手術過程之後。這改進了加熱 過程的方便性和患者的舒適度。
[0238] 在類似方面，本發明提供一種用於加熱一個、兩個或更多個植入裝置的方法，其適 合植入於一個、兩個或更多個血管中，包括以下步驟：
[0239] _隨後藉助護套和引線將所述植入裝置定位於所述血管中，所述植入裝置各包括 沿著至少一部分其長度的消融區域，所述消融區域至少與基本完整的周向帶或基本螺旋帶 對向，所述植入裝置在將能量施加到所述植入裝置時有效地消融所述血管內的信號阻塞路 徑；
[0240]-縮回護套和引線；
[0241]-由外部能量提供部件加熱所述植入裝置的消融區域，所述外部能量提供部件與 所述植入裝置空間分離；
[0242] 其特徵在於，所述加熱發生在縮回所述護套和引線之後，並且所述植入裝置的所 述加熱同時發生。
[0243] 在所述方法的優選實施方式中，先於由外部能量提供部件加熱一個或多個植入裝 置的消融區域觀察到恢復周期。此外，該恢復周期足夠長久以允許一個或多個植入裝置被 身體組織過生長（overgrown)。該恢復周期也可足夠長久，以測試植入裝置是否被良好定位 並且在血管內基本不移動。
[0244] 觀察等待周期的優點有多個：患者有時間從手術過程恢復，在等待周期期間可以 執行額外的測試，以檢查植入裝置是否被良好植入，身體組織可以使植入裝置過生長，由此 改進植入裝置與血管內壁的接觸，因此改進消融過程的效率，等等。
[0245] 在所述方法的特別優選實施方式中，以適當間隔的時間間隔重複地執行由外部能 量提供部件加熱一個或多個植入裝置的消融區域的步驟，所述外部能量提供部件與植入裝 置空間分咼。
[0246] 所呈現的方法的主要優點是，在多個消融過程是必須的情況下，不需要第二手術 過程，即被植入的一個或多個植入裝置可以重新使用於第二、第三、…消融過程。
[0247] 在所述方法的更優選實施方式中，使用了如在該文獻中描述的一個或多個植入裝 置。由此可以通過設計其形狀、大小、材料組成、磁性和熱屬性，等等來設計植入裝置，以產 生需要的效果。
[0248] 在所述方法的還要更優選實施方式中，使用了如在該文獻中描述的系統。在這種 情況下，植入裝置可以由外部能量提供部件加熱，並且可以達到植入物消融區域的高度受 控的溫度。
[0249] 在優選實施方式中，至少一個植入裝置包括適於肺靜脈的形狀。
[0250] 在優選實施方式中，血管包括一個或多個肺靜脈，並且所述植入裝置的所述消融 區域適於與所述肺靜脈表面接觸並且至少與基本完整的周向帶對向，以在將能量施加到所 述植入裝置時消融所述肺靜脈內的信號阻塞路徑。在更優選實施方式中，植入裝置定位在 肺靜脈的竇處或附近，和/或植入裝置的消融區域定位成使得它們在肺靜脈的竇處或附近 與實質周向路徑對向。
[0251] 在所述方法的實施方式中，植入物所要植入的患者血管使用3D掃描技術諸如CT 或MRI進行掃描，以例如當從竇口到達竇時收集血管變化直徑的數據。根據這些數據，例如 針對患者所有四個PV，人們可以推導植入物的必要形狀和尺寸。這種測量可以在沒有手術 過程的情況下完成，由此增加患者的舒適度和健康，並且減少醫療風險。在這種測量之後， 植入物可以定做以配合患者的一個或多個血管。明顯地，與標準大小的植入物對比，定做的 植入物增加了任何醫療過程的成功率。
[0252] 以下測試描述了根據本發明實施方式的系統、裝置和方法，只是它們應用到並測 試於豬的治療之中。
[0253] 遵循良好的動物實踐，十二頭豬被麻醉。在右心房插導管之後，並且隨之進行成功 的間隔穿刺，引導導管放置在左心房中。心臟病專家以自由選擇的順序，四個肺靜脈與引導 導管依次接合。在此之後，0.014"引線把遠端置於所選的肺靜脈中。預選的（由預過程化 CT掃描引導的）植入裝置然後定位到肺靜脈的竇/竇口中。基於控制準確位置一在植入 裝置上使用五個不透射線標記一自膨脹植入裝置然後釋放到竇/竇口 /肺靜脈中，以在肺 靜脈外部具有四個最近側標記，而僅具有殘留在肺靜脈內部的第五最遠側標記。該過程在 四個不同肺靜脈口重複，使得在過程結束時所有四個植入物在原處。該過程於是終止，所有 導管被抽回，實現止血，動物甦醒。
[0254] 平均兩周之後（14+/-5天），將動物放置在專用磁場發生器內部，使用預限定方案 來激活植入裝置。
[0255] 在植入物激活之後的日子，動物被重新插導管，再次橫過隔膜地將引導導管放置 到左心房中。將電生理學導管放置到左心房內部，從而可以執行信號映射。將套索導管放 置到肺靜脈內部，使得在刺激之後完整的進入塊得以證明。所以，執行退出起搏，證明從肺 靜脈中沒有心房捕獲（顯示退出塊），使得最後（雙向）完整隔離得以證實。
[0256] 所有過程是成功的，完整隔離在肺靜脈中顯示為47/48(98% )。注意到，無副作用 或併發症。
[0257] 病理解剖學顯示出良好的附著生長，為46/48的情況。透壁病變呈現43/48 (96% ) 的情況。
[0258] 下文描述根據本發明實施方式的治療豬的系統、裝置和方法的另一測試。
[0259] 將利用二十頭國內豬，大約6個月大，重量約75公斤（165鎊）。所有動物將接收 乙醯水楊酸325mg，並且在該過程的日子裡加載劑量為氯吡格雷600mg。在該過程之前進行 大腦的MRI。
[0260] 氯胺酮33mg/kg和咪達挫侖0?5mg/kg，補充以5-mg/kg氯胺酮丸和0?25-mg/kg咪 達唑侖丸用於插管，將感應到麻醉。繼插管之後，異氟醚i-3%和芬太尼30-lOOmcg/kg/h， 將維持麻醉。股動脈進入將經皮獲得，用於血流動力學監測。利多卡因2-4mg/kg靜脈（IV) 丸隨之50mcg/kg/min連續IV注入將被管理，用於預防治療心律失常。生命體徵和ECG監 測一直在執行。
[0261] 雙側股靜脈進入將經皮實現，並且在螢光透視引導下兩個9-紡80-cm護套將定位 在心臟中。IV肝素將被管理以實現激活的凝塊時間>250s。8. 5-紡心內回聲（ICE)導管將 被引入，以可視化解剖並方便間隔穿刺。雙間隔穿刺將被執行，並且ICE導管被放置在LA中。14-紡可偏轉引導護套將通過一個9-紡護套被引入在整個交換線材上。引導護套將依 次前進到每個分離的肺靜脈（PV)中。通過對比注射（如果必要，使用6F導管）將獲得不 同PV的造影。隨後，PV電圖將記錄多極圓形電極導管。
[0262] 使用PV造影作為引導，植入物的最適宜大小將被選擇。理想地，兩個裝置植入於 每個豬中。選擇裝置大小使之超出PV自然直徑的15-20%。
[0263] 可偏轉的引導護套是針對選定PV的竇口，並且新的造影由目標靜脈製成。加載有 裝置和J-尖端親水性〇. 016 "不透射線的引導線材的第二特意設計的可偏轉13-紡護套 製備於豬的身體外部。裝置被徹底衝洗，以確保沒有空氣留在護套管腔的內部或裝置的內 部。在已經核實沒有空氣留在管腔內部之後，13紡護套、裝置和引線被引入通過前述護套。 13紡護套連接到加壓滴注生理鹽水和對比注射系統。引線前進深入到選定的PV。PV的新 造影通過注射製成，通過具有裝置的護套對比。具有裝置的護套前進到PV中，遠至選定裝 置的長度。另一造影被製成，以核實裝置的最佳位置。現在，裝置通過拉回13紡護套而被 緩慢釋放到PV的管腔中。以明確釋放裝置前的最終力矩，所述位置通過血管造影並且通過 在已經部分到位的裝置本身上推拉進行檢查。僅在已經核實裝置處於最佳位置之後，裝置 的釋放系統被激活，在已經做出一個最終造影之後，裝置充分部署到靜脈中，並且13紡護 套被拉回且從主體移除。
[0264] 在已經植入期望數量的裝置之後，安裝磁體確保豬心臟處於目標區域。具體設計 的溫度計放置成通過14紡護套鄰近裝置。使用預限定的設定（振幅、頻率、持續時間）來 激活磁體。ICE導管一直監測左心房中微氣泡的產生。
[0265] 在完成靜脈消融之後，多極圓形電極導管返回到靜脈，而PV電圖將再次被記錄下 來並在消融之前與原始電圖比較。執行圓形電極導管的退出起搏，以證明雙向阻塞。新的 造影將在該階段獲得。
[0266]導管將被移除，並且十隻急性動物將施以過量的巴比妥類藥物。十隻慢性動物將 恢復並每日給予阿司匹林325mg和氯吡格雷75mg，並且將施以30天的後過程。屍體胸骨正 中切口（postmortemmediansternotomy)將被執行，而肺和心臟將從胸腔移除。肺將在沒 有心臟的情況下被仔細解剖，努力保持PV完好。LA將沿著頂部打開並用肉眼觀察。各含有 PV的組織塊將從LA解剖。含有裝置的靜脈然後將周向切片，用於病理組織學檢查。PV組 織塊將固定在福馬林中，然後沾有蘇木精和曙紅、Movat的五色以及Masson的三色染料。
[0267] 本發明進一步由以下非限制性示例描述，所述示例進一步說明本發明，並且並不 意在也不應該解釋為限制本發明的範圍。
[0268] 示例
[0269] 圖1表示根據本發明的植入物1的優選實施方式，具有圓形橫截面（圖1B)和橢 圓形的橫截面（圖1C)。應該很明顯的是，在示出植入物實施方式的其它圖中，橫截面也可 以是圓形的或橢圓的，或者配合要最佳植入的血管的基本上任何其它形狀。
[0270] 表示的植入物1包括主體2,在這種情況下，成形為收窄管狀籠並由金屬線材3等 製成，適合放置在肺靜脈的竇內部。
[0271] 更特別地，主體2在這種情況下設置有三個圓形線材：第一較大圓形線材4、中間 中型的第二圓形線材5和第三較小圓形線材6。
[0272] 但是，主體2的外表可設置有多於或少於三個環，例如兩個到五個，更具體地三個 到四個，或者甚至多於五個環。
[0273] 第一較大圓形線材4藉助在這種情況下為三個的斜直而直立的線材部7與中間中 型第二圓形線材5連接。
[0274] 以類似方式，中間中型第二圓形線材5藉助在這種情況下也為三個的斜直而直立 的線材部8與第三較小圓形線材6連接。
[0275] 線材部8在此位於相對於線材部7的中間位置。
[0276] 結果是收窄的管狀籠，也可能描述為主要錐形或漏鬥形狀的主體2,設置有彼此以 一定距離定位的三個圓形線材，至少當主體2處於釋放或未壓縮位置時如此。
[0277] 概括地說，自膨脹主體2可優選地設置有配合靜脈例如肺靜脈解剖的形狀。
[0278] 根據優先實施方式，圓形線材可設置有主要橢圓形狀，使得主體2由匯聚直徑的 不同橢圓環構建，理想地適於肺靜脈的解剖。
[0279] 如果要植入於心臟中，更具體地為心房，更具體地為左心房和右心房，更具體地為 肺靜脈的竇或竇口，則主體2的這些環的典型直徑範圍為從3到30_，更具體地在5_和 20mm之間，甚至更具體地在9mm和13mm之間。
[0280] 如果要植入於竇的部位處，則主體2的這些環的典型範圍從5mm到50mm，更具體地 從8mm到40mm，甚至更具體地在10mm和30mm之間。
[0281] 多虧所使用材料的彈性特性，並且多虧主體2的幾何形狀，主體2具有自膨脹屬 性。
[0282] 如果要使用金屬，則它可以是基於鎳鈦諾的，因其卓越的自膨脹屬性而已知。
[0283] 當它遇到的壓力約為1到150mmHg時，更具體地為3到80mmHg，更具體地為5到 60mmHg，更具體地為10到40mmHg，其等於變更左心房解剖所需要的擴張壓力，自膨脹主體 2構想成停止膨脹。
[0284] 替代地，可構想自膨脹籠，存在不同圓形或橢圓形狀的互連的環。環可形成為使得 螺旋形式得以形成。螺旋的不同環也將互連，使得加熱時或從籠中釋放物質時，沒有用於電 氣信號循環的開口被留下打開。
[0285] 在這種情況下，所使用的材料具有響應於遠程施加的交變磁場而作出反應例如加 熱的類型。
[0286] 取決於構建主體2的金屬合金的吸收屬性，滯後的原理導致籠中金屬被加熱。
[0287] 替代的是電磁場發生器，其改變極性並因此誘發放入場內部的材料的滯後加熱。 系統可使用某些材料所擁有的居裡溫度（某一材料可以加熱到的溫度，進一步的能量傳送 不再改變溫度），直到應該且可以達到的目標溫度。例如，鐵酸鋅（ZnFe204)是居裡溫度在30 和45攝氏度之間的材料。
[0288] 其結構包括鐵酸鋅的金屬合金籠可因此精確地加熱到45度，接近可期望用於適 宜消融用途的目標溫度。
[0289] 將能量傳送到籠的另一替代可能是直接感應，使用磁性芯部，再次利用滯後加熱 但採用更直接的方式。
[0290] 將能量傳送到籠的另一替代可能是通過熱化學釋放系統以外部觸發來使用電磁 輻射，其中化學物僅釋放到需求和適宜的部位。
[0291] 明顯的是，可以施加仍為替代的能量場，諸如電磁輻射、滯後加熱、達到居裡溫度、 直接感應、熱/化學釋放系統、機械/化學釋放系統、間接感應、焦耳加熱、聲能量、機械振 動、化學釋放系統。
[0292] 替代地，主體2可以設置有僅在引入到肺靜脈/竇中釋放、例如在施加外部能量場 之後釋放的有毒物質，該有毒物質然後產生有限的壞死/神經毒性的病變。
[0293] 在圖2中，表示根據本發明的植入物1的替代實施方式。
[0294] 主體由具有多個互連、交叉和層的編織金屬線材9構建。這種重複允許與心房血 管或其它壁產生許多連接。
[0295] 在圖3中，植入物1構想為螺旋形狀線材10,其直徑沿著其縱軸逐漸下降。
[0296] 繞組10A-10D，在這種情況下為四個，與橋接的直立線材部8相互連接。
[0297] 該實施方式因此不同於如圖1表示的實施方式之處是，單個或連續螺旋形狀的線 材代替不同圓形線材4-6。
[0298] 橋接的直立線材部8,除了對植入物1的給定結構和強度，還提供閉環。
[0299] 的確，不同繞組10A-10D仍然互連，以確保一旦裝置被釋放，充分而圓形的病變發 生在心臟中，更具體地為心房，更具體地為左心房和右心房，更具體地為肺靜脈的竇或竇
[0300] 在圖4中，植入物顯不出向外彎曲的縱向金屬珠11，它們之間仍然顯不若干互連， 以最終形成金屬籠。
[0301] 根據本發明的植入物1可包括由不同金屬合金製成的部分，可選地具體響應於交 變磁場具有不同鐵磁屬性和/或吸收係數。
[0302] 替代地，植入物1的基本結構可由同一種材料製成，其可設置有屬性變化的塗層 部。
[0303] 圖5圖示的實施方式示出構想為螺旋形狀線材10的植入物，其直徑沿著其縱軸逐 漸下降，但在與圖3表示的實施方式相對的地方，繞組10A-10E，在這種情況下為五個，藉助 橋接的直立線材12相互連接，橋接的直立線材12從最大繞組10A延伸直到最小繞組10E。
[0304] 植入物1的最大繞組10A由自膨脹屬性的金屬合金構建，並且覆蓋有最小鐵磁屬 性100的金屬層。
[0305] 下一繞組10B由相同的自膨脹合金構建，覆蓋有在滯後現象期間能量吸收率較高 的材料層，因此變更磁場將展現不同的加熱屬性200。
[0306] 繞組10D和位於最大繞組10A最遠側的10E，位於肺靜脈的遠離心臟的部分中，設 置有滯後現象期間能量吸收率仍較高400的材料層。
[0307] 根據植入物1的另一實施方式，在圖6中不意性地表不出其一部分，構建植入物1 主體2的線材由不同層構成，在這種情況下為不同合金15、16和17製成的三層。
[0308] 這些不同合金彼此接觸，並且取決於要施加的不同磁場，它們將呈現不同屬性。
[0309] 明顯的是，替代於或者與上述或其它特徵組合，一個或多個層可以具有高隔熱特 性，以將熱量導向至需要的地方，並且隔離各部來預防非期望的血液或組織加熱。
[0310] 根據植入物1的另一實施方式，在圖7中示意性地表示出其一部分，主體2設置有 微孔18,微孔18位於其中設置物質的近腔側13 (與遠腔側14對比）。
[0311] 這樣的物質可例如是一種或多種以下物質的選擇或組成：
[0312] _ 乙醇；
[0313] _河豚毒素和蟾毒素；
[0314] _莫魯蠍毒素、蠍毒素、卡律蠍毒素、瑪格毒素、斯羅毒素、地種海葵毒素或赫福毒 素；
[0315] -鈣抑蛋白、泰卡毒素、鈣阻蛋白或PhTx3 ;
[0316] -肉毒桿菌黴素；
[0317] _鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇；
[0318] -穀氨酸；
[0319] -異喹啉；
[0320] -N-甲基_(R)_豬毛菜酚；
[0321] -0-咔啉衍生物。
[0322]當主體盤繞在一起時，例如先於設置在引導導管系統中，微孔18是閉合的；而在 釋放到其終點部位時，基於膨脹，這些微孔18打開，使得籠金屬臂內部的物質可以釋放。
[0323] 根據植入物1的另一實施方式，在圖8中示意性地表示出其一部分，主體2由熱活 性塗層19覆蓋，熱活性塗層19僅在溫度超過35°C時激活，使得體溫將會觸發激活。
[0324] 替代地，可以設置熱活性塗層19,其僅在溫度超過45°C時激活，使得外部施加能 量場將會觸發激活。
[0325] 替代地，隔熱材料44可以設置在植入物的與主體可優選地未加熱部分、諸如血管 壁或血液一些部分開始接觸的部分處。藉此，植入物的被加熱的部分與例如血液隔熱。
[0326] 能量場可能例如是遠程施加的交變磁場，多虧滯後效果來加熱植入物1的主體2。
[0327] 在所述激活溫度下，塗層19被吸收，而殘留在塗層20下面的活性器件釋放到血管 壁中。
[0328] 注意到，細長形狀和/或膨脹力提供可以考慮為植入物1的錨固部件。
[0329] 替代地，鉤或倒鉤等29可以如在圖11中設置於植入物1的向外指向部上，一旦它 放到位會為植入物1提供保證的錨固。
[0330] 根據還是另一實施方式，外環或其它籠結構安裝到竇中，或者整個籠可配備有一 結構以增加籠不動的可靠性，以確定植入物的固定位置，以減少植入物在植入後的運動可 能性。
[0331] 放置植入物的方法是容易的，並且可以如下文描述地執行。
[0332] 根據已知的實踐，導管30及引線31被引入，直到植入物1被留下的位置。這在圖 12和13中被示意性地示出。
[0333] 拉回導管而將植入物1留到合適位置會導致植入物1膨脹。
[0334] 因為植入物1的形狀和/或彈性特性適宜於配合且可選地壓靠在動脈或靜脈結構 上，例如為肺靜脈，所以以安全而自我錨定的方式留下植入物1。
[0335] 在充分拉回導管之後，植入物1被充分釋放。
[0336] 替代地，可以施加熟知的氣囊膨脹。
[0337] 適宜周期可以先於施加外部能量場等待，以觸發植入物1的可觸發部。
[0338] 可以考慮通過簡單施加適宜能量場的各種連續治療，無需執行更新的微創過程， 這是根據本發明的植入物和系統的主要優點。
[0339] 此外，在植入物1設置有變化子結構的情況下，其中每個響應於外部施加的能量 場，可以考慮變化的治療，例如藉助增加強度。
[0340] 可以用表徵有具體頻率的遠程施加的交變磁場例如觸發每個部分。
[0341] 明顯的是，當參考病變時，這些可關注延伸直到外部壁的透壁病變，並且與離散或 構成的部分病變相對而言，病變可以是連續的。事實上，當正文中公開的本發明用於通過 PVI治療AF時，可優選的是，病變是連續的並因此在血管壁周圍形成基本周向帶，由此將PV 與左心房電隔離。
[0342] 本發明絕不限於舉例描述和附圖表示的實施方式；反之，根據本發明用於治療動 脈和靜脈結構的這樣的植入物以及植入物與激勵裝置的系統可以做在所有類別的形狀和 尺寸之中，而仍然保持在本發明的範圍內。
[0343] 圖9示出圓形編織植入物21，其中一個周向區域22包括具有一具體居裡溫度的合 金，並且第二周向區域23包括具有另一具體居裡溫度的合金。
[0344] 圖10示出漏鬥形狀編織的植入物24,其中一個周向區域25包括具有一具體居裡 溫度的合金，第二周向區域26包括具有另一具體居裡溫度的合金，並且第三周向區域27包 括具有又一具體居裡溫度的合金。
[0345] 圖11示出漏鬥形狀編織的植入物28,具有小倒鉤形式的錨固部件29。
[0346] 圖13示出導管30如何引導通過插入靜脈34、通過右心房36、通過孔到左心房35、 到達肺靜脈37的方式。詳細地，PV的竇口 38和竇39被指出。
[0347] 圖14表示外部能量提供部件42的實施方式，它在消融過程43期間可以用於治療 患者。
[0348] 圖15示出處於合適位置40的植入物以及位於PV的竇中橫截面41中的消融區域。
[0349] 圖18示出植入物的另一實施方式，其具有沙漏形狀45,其中在直徑變得更小的中 間區域附近，一套加熱環46附接在植入物沙漏形部分的周圍。加熱環以隔熱方式附接至沙 漏形部分，使得當加熱環被加熱時有很少的熱量傳遞到血液流。此外，加熱環意在與該血液 流完全分離，因為沙漏形部分可由血液粘稠組織覆蓋，並且可在植入端47和48處或附近夾 緊到血管中。
[0350] 圖19示出包括保險絲的植入物的實施方式，使得在一定的溫度下，更具體地在實 現最佳消融所達到的溫度下，在40和80攝氏度之間，更具體地在45和60攝氏度之間，可 生成的線路被中斷。這來源於以下現象：當植入物，更具體地為金屬植入物，更具體地為鎳 鈦諾植入物被帶到交變磁場時，生成電流通過金屬植入物本身，因此由本身生成加速的加 熱（感應和焦耳加熱）。該現象導致極其迅速地加熱植入物，這可以通過中斷可通過植入物 的電流而停止。這種電流的停止可由安裝在金屬植入物內的保險絲導致，並且例如可存在 當加熱超過一定的溫度時斷路的電阻。在這種情況下，保險絲將停止進一步加熱超過45-60 度的溫度，更具體地為50-55度。圖19a示出保險絲的細節圖。
[0351] 在不同構造中，如圖20示出的，金屬植入物可以由形狀記憶合金構建，使得在加 熱裝置時，不同金屬部分佔有另一構造，由此中斷可以通過植入物的電流。開關或保險絲打 開和關閉位置的細節分別在圖20a和20b中示出。該不同的即打開的構造潛在地由金屬的 原始形式組成，使得它返回到其"記憶形狀"。這被稱為"形狀記憶金屬"。
[0352] 在仍然不同的構造中，如圖21示出的和圖21a的細節，植入物由兩種不同材料組 成，這兩種不同材料在加熱兩種不同金屬之間的聯繫時會中斷，以停止電流通過植入物。
[0353] 該申請的另一出彩之處在於，加熱需要是單向的。血液需要與加熱隔離，出於以下 兩個原因：第一，血液不應該被加熱，因為血液中的蛋白質可以變性且形成凝塊；第二，因 為血液是巨大的熱量消散器，可減去過多的熱量遠離植入物，它將需要過多能量使植入物 的消融區域到達期望溫度。因此，廣闊塗層形成在植入物周圍，但幾乎完全在如圖22圖示 的遠腔側，使得當植入物被加熱時，沒有熱量朝向血液流消散。
[0354] 圖23圖示本發明的概念，其中植入裝置（55)設置有內置熱開關（54)。藉此，所述 植入物可通過施加時變磁場9而激活，例如可以由電磁體或電磁線圈或天線（51)產生的 射頻場。如果所述開關（54)是閉合的，則所述時變磁場9可在所述電路中感應出電流，通 過所述拾波線圈（53)和所述加熱線圈（52)。開關是閉合的或是打開的，取決於開關位置處 或溫度傳感器附接至所述開關（可優選地經由恆溫器）的位置處的溫度。
[0355] 圖24圖示植入物在血管中處於膨脹位置的尺寸。藉此，血管（65)典型地介於5mm 至50mm寬，例如20mm的直徑。加熱器線圈（62)可以約20mm長，而拾波線圈（63)可以，並 且可優選地，長於20mm。圖24的熱開關（64)定位在加熱器線圈（62)附近，並且取決於所 述加熱器線圈處或附近的溫度而打開或閉合。加熱器線圈與血管在加熱器線圈整個長度上 的周向消融區域對向。
[0356] 圖25a_g圖示本發明的不同實施方式，其中線圈的形狀以及絕對和相對大小可在 不同實施方式間不同。加熱器線圈（72)和拾波線圈（73)可以清楚認定，呈現的拾波線 圈（73)包括大量繞組，以增加它們的電感。熱開關（74)，在圖25a-e中附接至印刷電路板 (pcb)並被塗覆，聯接到加熱器線圈（72)和拾波線圈（73)。在圖25d-g中，包括一個或多個 電子電路的pcb(75)可能包含熱開關，和/或供給線路線圈聯接到拾波線圈（圖25f-g)或 開關（圖25d-e)。線圈的形狀可以布置成安裝到具體的血管中，例如柱形靜脈或動脈（圖 25a)或錐體形靜脈或動脈（圖25b-g)。特別地針對肺靜脈，用於植入於竇口（圖25b、25d、 25g)中的錐體形加熱器線圈是首選的。
[0357] 加熱器線圈（76)的繞組在激活植入物時誘發血管的壁（78)中的溫度輪廓（77)。 這圖示於圖26中，圖26圖示的是，熱量主要沉積在繞組附近，血管（79)的外側也可以加熱 到一增加溫度。適宜地模型化血管和測試機構允許設定用於植入物的最佳溫度，以消融血 管內壁的信號阻塞路徑，而不會不必要地損壞應該保持完好的組織。
[0358] 包括例如PTC(80)或熱敏電阻開關的其它實施方式圖示於圖27a_b中，用於實質 柱形的植入物。
[0359] 在一些實施方式中，有必要或建議使用需要操作DC電流或電壓的電氣器件。在這 樣的實施方式中，必要的是，植入物包括AC-DC轉換器，以將經由感應而流過植入物至少一 部分線路的AC電流轉換成DC電流。該轉換器可從拾波線圈或供給線路線圈獲得AC輸入 電流。這樣的轉換器可以是可以附接至pcb(81)並聯接到如圖28圖示的線圈的較大電子 電路的一部分。
[0360] 圖29a_d圖示出電子電路，其可以用在本發明植入物的實施方式中。如果大電流 被發送通過加熱器線材或加熱器線圈，則加熱器線圈生成熱量，並且加熱器線圈周圍的溫 度上升。如果沒有電流通過加熱器線圈，則因為冷卻血液流內部而使溫度下降。對於消融， 55°C附近的目標溫度可需要達到並保持一定的時間量。數字恆溫器PCB(ICl)藉助溫度傳 感器測量溫度，並且藉助開關（IC3)將通過加熱器線圈的大電流切換成開或關，藉此迫使 加熱器線圈附近的溫度上升或下降。加熱器線圈藉助在大拾波線圈中感應到的能量來提供 動力。控制線路由分離的線圈來提供動力。
[0361] 溫度傳感器測量內部溫度，並將其與2°C磁滯回線下的55°C比較。如果被測量溫 度高於55°C，則該晶片提供高輸出電壓水平（5V);如果溫度低於55°C的目標溫度，則提供 低輸出電壓水平（0V)。使用該恆溫器晶片（IC1)來控制開關（IC3)，它在這種情況下是具 有整合的光電耦合器的固態繼電器（SSR)，因為該SSR能夠切換由拾波線圈感應的交流電 流。由於該開關（IC3)需要比溫度傳感器可以提供（恆溫器晶片可具有非常低的輸出電流 驅動能力）的更大的電流，需要使用緩衝器。因為高的開關輸入電壓導致閉合狀態而低的 電壓導致打開狀態，該緩衝器藉助具有大輸出電流的逆變器（IC2)來實現。開關（IC3)與 逆變器（IC2)之間例如3300hm的電阻器（R1)限制開關驅動電流，藉此保護開關輸入。該 鏈（圖29b)提供溫度控制。因為該鏈由活性裝置組成，這可以僅在充分供給的情況下工 作。圖29a的鏈提供了由分離的線路供給線圈傳送的輸入AC電壓的穩定的5V供給電壓輸 出。該線圈提供比功率鏈需要的更低AC電壓。輸入AC電壓由半波整流器（D1)轉變成DC 電壓，高於目標5V。然後使用5V線性調節器（IC4)將該電壓轉變成穩定的5V電源。整個 設計可見的例如100nF的電容被放置去耦合（供給電壓的局部穩定）。
[0362] 符號GND、VAC和5V各表示淨值，以相同的名字連接符號。這些沒有其它物理含 義，僅是另一連接。GND是電壓參考的通用標誌（因為所有電壓均需要參考線路內部的一些 點）。這不應被誤認為是接地。GND通常選擇為以非常低的阻抗進行連接，因此通常實現為 參考平面。
[0363] 連接器C0N1是加熱器線圈（pAl)、線路供給線圈（pA2)和電壓參考GND(pA3)的 接口。
[0364] 電路的另一實施方式圖示在圖29c_d中。該板是較小式樣，作為圖29a_b中呈現 的一個。功能性保持一致，但它使用的是較小器件。調節器（IC4)是不同的，而開關和電阻 器結合成一個器件（IC3)。另外，大連接器改變成三個較小連接器C0N1-C0N3。可以使用額 外的連接器C0NVCC、C0NGND和C0NTa將板分成具有溫度傳感器的小板和具有晶片其餘部分 的另一板。這樣，小溫度傳感器可以帶到更靠近加熱器線圈。
[0365] 在圖29a_d中，圖示了根據本發明的植入物的實施方式，其中植入物包括分離的 供給線圈，具有專用的供給線路來提供其它器件，諸如恆溫器、逆變器和恆定DC電壓為例 如5V的開關，如圖29e圖示。在根據本發明的植入物的其它實施方式中，中心抽頭（center tap)可使用於拾波線圈側，以獲得線路電源代替分離的線路電源線圈（圖29f)。這似乎更 易於整合於植入物中代替使用第三線圈。該後一實施方式可引起以下額外問題：中心抽頭 可置於開關鏈內部。如果大的電流流過線圈組合，則該電流生成的磁場抵消掉實際導致該 電流流動的外部磁場。這導致橫跨線圈端子的電壓降。這意味著在閉合開關的情況下，橫 跨線圈端子的電壓可以比打開開關的情況低得多。該電壓差可能由於高功耗而導致調節器 失效。為了解決該問題，需要添加額外器件到線路以預防此問題。這樣的器件可添加在例 如微型晶片設計中。
[0366] 圖30a_34圖示外部能量提供部件的實施方式，其可以使用於本發明的系統或方 法中，用於通過在植入物位置提供時變磁場來提供能量給植入物。
[0367] 圖30a_b以及圖33-34圖示一實施方式，其中帶有植入物的患者在加熱過程期間 可坐下，因為時變磁場優先產生在發生器（91)的弧形臂（90)內。臂能夠旋轉，可優選地繞 橫軸（92)旋轉，並且患者椅子（93)也可旋轉，可優選地繞豎軸旋轉，並且可上下移動，使得 發生器磁場與植入物中的感應場之間達到最佳的感應耦合。發生器的最佳位置可取決於患 者，以及患者的被治療血管的取向。因此發生器如這些圖中所圖示的，其中磁場的取向和大 小兩者可隨時間變化，在該文獻呈現的系統和方法中是特別優選的。
[0368] 圖31圖示在臺子（94)周圍使用大磁場發生器（91)的可能性，患者可以躺在臺子 (94)上接受治療。臺子可以水平地移動通過發生器。
[0369] 圖32a_b圖示磁場發生器（91)，其能夠生成不同取向的場，其中最佳地感應植入 物中的電流的取向可以適應患者依賴的方式。
[0370] 本發明不限於先前描述的任何實現形式，並且一些修改可以添加至所呈現的製造 示例，而沒有對所附權利要求進行重新評價。例如，本發明已經就PV進行了描述，但明顯的 是，例如，本發明可以應用至其它血管。
[0371] 本發明關注但不限於：
[0372] 1.用於加熱一個、兩個或更多個植入裝置的方法，所述植入裝置適合植入於一個、 兩個或更多個血管中，包括以下步驟：
[0373] _隨後藉助護套和引線將所述植入裝置定位於所述血管中，所述植入裝置各包括 沿著至少一部分其長度的消融區域，所述消融區域至少與基本完整的周向帶或基本螺旋帶 對向，所述植入裝置在將能量施加到所述植入裝置時有效地消融所述血管內的信號阻塞路 徑；
[0374]-縮回護套和引線；
[0375]-由外部能量提供部件加熱所述植入裝置的消融區域，所述外部能量提供部件與 所述植入裝置空間分離；
[0376] 其特徵在於，所述加熱發生在縮回所述護套和引線之後，並且所述植入裝置的所 述加熱同時發生。
[0377] 2.根據第1點的方法，其中，每個所述植入裝置的至少部分由顯示磁滯的至少一 種材料製成，諸如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵磁材料。
[0378] 3.根據第2點的方法，其中，所述植入裝置包括含鐵流體。
[0379] 4.根據第1至3點任一點的方法，其中，加熱由外部能量提供部件發生，所述外部 能量提供部件在所述植入裝置的位置處形成時變磁場。
[0380] 5.根據第1至4點任一點的方法，其中，所述植入裝置的至少一個包括熱活性塗 層，所述熱活性塗層包括35°C和37°C之間的激活溫度，使得體溫將觸發激活。
[0381] 6.根據第1至4點任一點的方法，其中，所述植入裝置的至少一個包括熱活性塗 層，所述熱活性塗層包括超過45°C的激活溫度，使得激活僅在所述消融區域由所述外部能 量提供部件加熱時觸發。
[0382] 7.根據第1至6點任一點的方法，其中，所述植入裝置包括能夠產生有限的壞死和 /或神經毒性的病變的物質。
[0383] 8.根據第6點的方法，其中，所述植入裝置的至少一個包括腔室，所述腔室填充有 所述物質並且在植入物被加熱時打開。
[0384] 9.根據第6至8點任一點的方法，其中，至少兩種物質在釋放之前進行混合，例如 傳送雙組分神經毒素。
[0385] 10.根據第6至9點任一點的方法，其中，所述物質是一種或多種以下物質的選擇 或組成：
[0386] -乙醇；
[0387] _河豚毒素和蟾毒素；
[0388] _莫魯蠍毒素、蠍毒素、卡律蠍毒素、瑪格毒素、斯羅毒素，地種海葵毒素或赫福毒 素；
[0389]-鈣抑蛋白、泰卡毒素、鈣阻蛋白或PhTx3 ;
[0390]-肉毒桿菌黴素；
[0391] _鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇；
[0392]-穀氨酸；
[0393] -異喹啉；
[0394] -N-甲基-(R)-豬毛菜酚；
[0395] -0-咔啉衍生物。
[0396] 11.根據第1至10點任一點的方法，其中，至少一個植入裝置包括適於肺靜脈的形 狀。
[0397]12.根據第1至11點任一點的方法，其中，所述血管包括一個或多個肺靜脈，並且 其中所述植入裝置的所述消融區域適於與所述肺靜脈進行表面接觸並且至少與基本完整 的周向帶對向，用於在將能量施加到所述植入裝置時消融所述肺靜脈內的信號阻塞路徑。
[0398]13.根據第1至12點任一點的方法，其中，先於由外部能量提供部件加熱一個或多 個植入裝置的消融區域而觀察到恢復周期，其中所述恢復周期可足夠長久，以允許植入裝 置整合到血管壁中。
[0399]14.根據第1至13點任一點的方法，其中，以適當間隔的時間間隔重複地執行由外 部能量提供部件加熱植入裝置的消融區域的步驟，所述外部能量提供部件與植入裝置空間 分咼。
[0400] 15.-種自膨脹植入裝置，適於植入和部署在血管內，所述植入物包括沿著至少一 部分其長度的消融區域，消融區域適於與血管進行表面接觸，並且適於至少與基本完整的 周向帶或螺旋帶對向，並且所述消融區域在將能量施加到植入裝置時有效地消融血管內的 信號阻塞路徑。
[0401] 16.根據第15點的植入物，其中，所述消融區域包括顯示磁滯的至少一種材料，諸 如鐵磁、亞鐵磁或抗鐵磁材料。
[0402] 17.根據第16點的植入物，其中，所述植入裝置包括含鐵流體。
[0403] 18.根據第15至17點任一點的植入物，包括熱活性塗層，所述熱活性塗層包括 35 °C和37 °C之間的激活溫度，使得體溫將觸發激活。
[0404] 19.根據第15至17點任一點的植入物，包括熱活性塗層，所述熱活性塗層包括超 過45°C的激活溫度，使得激活僅在所述消融區域由所述外部能量提供部件加熱時觸發。
[0405] 20.根據第15至19點任一點的植入物，包括能夠產生有限的壞死和/或神經毒性 的病變的物質。
[0406] 21.根據第20點的植入物，包括腔室，所述腔室填充有所述物質並且在植入物被 加熱時打開。
[0407] 22.根據第20或21點任一點的植入物，其中，所述物質在釋放之前進行混合，例如 傳送雙組分神經毒素。
[0408] 23.根據第20至22點任一點的植入物，其中，所述物質是一種或多種以下物質的 選擇或組成：
[0409] -乙醇；
[0410] _河豚毒素和蟾毒素；
[0411] _莫魯蠍毒素、蠍毒素、卡律蠍毒素、瑪格毒素、斯羅毒素、地種海葵毒素或赫福毒 素；
[0412]-鈣抑蛋白、泰卡毒素、鈣阻蛋白或PhTx3 ;
[0413]-肉毒桿菌黴素；
[0414] -鬆弛素D、雷帕黴素、西羅莫司、佐他莫司、依維莫司、紫杉醇；
[0415]-穀氨酸；
[0416] -異喹啉；
[0417] -N-甲基_(R)_豬毛菜酚；
[0418] -0-咔啉衍生物。
[0419] 24.根據第15至23點任一點的植入物，包括適於肺靜脈的形狀。
[0420] 25.根據第24點的植入物，其中，所述植入裝置的所述消融區域適於與所述肺靜 脈進行表面接觸並且至少與基本完整的周向帶對向。
[0421] 26.根據第15至25點任一點的植入物，包括最大周長和最小周長以及最大周長和 最小周長之間的比率，其中所述比率小於7並且大於3。
[0422] 27.根據第15至26點任一點的植入物，包括沿著植入物縱向方向的可變周長，所 述周長在至少36mm和至多250mm之間變化。
[0423] 28.根據第15至25點任一點的植入物，包括實質柱形形狀，所述實質柱形形狀包 括至少5mm並且至多10mm的直徑。
[0424] 29.根據第15至28點任一點的植入物，包括遠側部和近側部，其中所述消融區域 位於從近側部起植入物總長度的50%以內。
[0425] 30.根據第15至29點任一點的植入物，包括遠側部和近側部，其中所述消融區域 位於從近側部起的15mm內。
[0426]31.根據第15至30點任一點的植入物，包括遠側部和近側部，並且包括錨固裝 置，所述錨固裝置經由隔熱連接而連接到所述植入物的消融區域，以預防所述錨固裝置的 過熱，其中所述錨固裝置連接到遠側部。
[0427] 32. -種系統，包括一個、兩個、三個、四個或更多個根據第15至31點任一點的植 入裝置。
[0428] 33.根據第32點的系統，包括外部能量提供部件，所述外部能量提供部件與所述 植入裝置空間分離，並且能夠提供能量給所述植入裝置，以增加植入裝置的消融區域的溫 度直到消融溫度。
[0429] 34.根據第32或33點任一點的系統，包括：
[0430] -護套，適合將一個或多個植入裝置運送和傳送到位於一個或多個血管中的期望 位置或附近；以及
[0431] -引線，適合將具有一個或多個植入物的護套依次引導到位於一個或多個血管中 的期望位置。
[0432] 35.根據第32至34點任一點的系統，包括一個、兩個、三個或四個根據第15至31 點任一點的植入裝置，每個植入裝置適於相應的肺靜脈。
【權利要求】
1. 用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動的植入物，包括：包括拾 波線圈的電路、加熱器線圈、以及包括閉合位置和中斷位置的溫度控制開關，所述拾波線圈 布置成在通過所述拾波線圈的時變磁通量的影響下，用於感應電流通過與之連接的所述電 路的至少一部分，其中所述加熱線圈布置用於與肺靜脈血管中的基本完整的周向消融區域 對向，以在所述血管的內壁上獲得基本完整的周向信號阻塞病變，並且其中所述開關布置 成當所述植入物處或附近的溫度高於預限定的消融溫度時從所述閉合位置改變至所述打 開位置。
2. 根據權利要求1所述的植入物，其中，所述植入物是至少部分自膨脹的。
3. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，包括錐體狀形狀，用於植入到肺靜脈的竇 中。
4. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，其中，所述拾波線圈包括大於15mm並且小 於75mm的長度。
5. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，其中，所述拾波線圈包括最大直徑，當所述 植入物處於膨脹位置時，所述最大直徑大於l〇mm並且小於60_。
6. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，其中，所述加熱器線圈包括大於3mm並且 小於25mm的長度。
7. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，其中，所述加熱器線圈包括最大直徑，當所 述植入物處於膨脹位置時，所述最大直徑大於l〇mm並且小於70mm。
8. 根據任一項前述權利要求所述的植入物，包括所述拾波線圈和所述加熱器線圈之間 的距離，所述距離大於5mm並且小於50mm。
9. 用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動的系統，包括： _根據權利要求1至8任一項所述的一個或多個植入物； -用於在植入裝置的位置處生成時變磁場的磁場發生器。
10. 根據權利要求9所述的系統，其中，所述磁場發生器包括取向部件，用於改變由所 述發生器生成的磁場的取向。
11. 根據權利要求9至10任一項所述的系統，包括四個根據權利要求1至8任一項所 述的植入物。
12. 用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動的植入物，包括：包括 拾波線圈的電路、加熱器線圈以及溫度相關的LC線路，其中所述LC線路包括溫度相關性的 諧振頻率。
13. 根據權利要求12所述的植入物，包括錐體狀形狀，用於植入到肺靜脈的竇中。
14. 用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動的系統，包括： _根據權利要求12至13任一項所述的植入物，包括：包括拾波線圈的電路、加熱器線 圈以及溫度相關的LC線路，其中所述LC線路包括溫度相關性的諧振頻率； -用於在植入裝置的位置處生成時變磁場的磁場發生器； _溫度測量設備，布置用於測量所述LC線路的所述諧振頻率並且布置用於將被測量的 諧振頻率關聯至植入溫度； _溫度控制部件，布置用於： ?從所述溫度測量設備接收所述植入溫度； ?將所述植入溫度與預定的消融溫度比較； ?基於所述比較控制由所述磁場發生器生成的時變磁場。
15. 根據權利要求14所述的系統，包括四個根據權利要求12至13任一項所述的植入 物。
16. 用於經由加熱通過多次消融肺靜脈的內壁來治療心房顫動的方法，包括以下步 驟： _將一個或多個根據權利要求1至8任一項所述的和/或根據權利要求12至13任一 項所述的植入物植入於一個或多個肺靜脈中； -在所述植入物的位置處施加時變磁場，由此將所述一個或多個植入物加熱到預定的 消融溫度。
【文檔編號】A61N1/40GK104507533SQ201280073667
【公開日】2015年4月8日 申請日期:2012年10月1日 優先權日:2012年4月2日
【發明者】B.施瓦格坦, G.範蘭根霍夫 申請人:醫學發展技術不記名股份公司