具有多種消融模式的消融裝置製造方法

2023-05-26 05:53:01 2

具有多種消融模式的消融裝置製造方法【專利摘要】公開了用於在身體組織上進行消融治療的裝置、系統和方法。一種用於治療身體組織的示例消融裝置包括離子導電性球囊和將RF能量傳送至球囊的遠端區段中的射頻電極。球囊構造成在向遠端朝消融裝置的前端的方向上傳輸RF能量。該裝置上的多個消融電極可用於提供具有不同尺寸或形狀的損傷。【專利說明】具有多種消融模式的消融裝置[0001]相關申請的交叉引用本專利申請要求2011年9月14日提交的美國臨時申請N0.61/534，590的優先權，該申請全文以引用方式併入本文中。[0002]本申請與2011年9月14日提交的名稱為「AblationDeviceWith1nicallyConductiveBalloon,」(帶有離子導電性球囊的消融裝置)的共同未決的美國臨時申請N0.61/534，587有關。該相關申請的內容全文以引用方式併入本文中以用於所有目的。【
技術領域：
】[0003]本公開大體上涉及消融裝置。更具體而言，本公開涉及一種消融裝置，其包括用於對身體組織進行射頻消融治療的離子導電性球囊(balloon)。【
背景技術：
】[0004]心律失常的治療有時結合插入心臟的腔室中或引入或引出心臟的血管中的一個中的消融導管進行。例如，在心房纖顫的治療中，可使配有多個電極的射頻(RF)消融導管與心臟組織接觸，以用於沿著該組織形成一個或更多個消融點。在消融期間，RF發生器向電極提供電能，從而在組織中生成電場。來自該電場的所得熱形成受控的損傷(lesion)，其阻擋電脈衝傳導通過組織並且用來促進電脈衝通過心臟內的正確電通路的正常傳導。[0005]在某些導管消融步驟中，可能難以電絕緣待治療的組織。例如，在陣發性心房纖顫的治療中，使用具有直接接觸組織的消融電極的消融導管來隔離肺靜脈往往是冗長而耗時的。此外，由一些消融電極形成的消融可在組織中造成脫水，這可能導致結疤和鈣化為損傷癒合口。由於消融點的離散性質，也有在消融線上留下導電組織的小間隙的可能性，該間隙可以繼續引發心律失常點。【
發明內容】[0006]本公開大體上涉及包括用於對身體組織進行射頻消融治療的離子導電性球囊的消融裝置。[0007]在示例I中，一種用於治療身體組織的消融裝置，包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和構造成接收導電流體的至少一個流體管腔；可充脹(inflatable)球囊，其聯接到軸的遠端區段且包括內部區段，該內部區段與該至少一個流體管腔流體連通，以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動球囊，其中，球囊包括複合物結構，該複合物結構具有包含第一聚合物材料的近端球囊區段和包含不同於第一材料的第二聚合物材料的遠端球囊區段；和至少一個電極，其位於球囊的內部空間內。[0008]在示例2中，根據示例I所述的消融裝置，其中第一聚合物材料為疏水性聚合物。[0009]在示例3中，根據示例1-2中的任一項所述的消融裝置，其中第二聚合物材料為親水性聚合物。[0010]在示例4中，根據示例1-3中的任一項所述的消融裝置，還包括至少一個附加的流體管腔，以用於使流體通過裝置再循環。[0011]在示例5中，根據示例1-4中的任一項所述的消融裝置，其中，在膨脹狀態下，球囊為圓錐形的。[0012]在示例6中，根據示例1-5中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的遠端區段為內褶的。[0013]在示例7中，根據示例1-6中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的遠端區段為半滲透的。[0014]在示例8中，根據示例1-7中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的厚度沿球囊的長度從近端球囊區段向遠端球囊區段漸縮。[0015]在示例9中，根據示例1-8中的任一項所述的消融裝置，其中球囊包括多層結構。[0016]在示例10中，根據示例1-9中的任一項所述的消融裝置，還包括聯接到球囊的遠端區段的溫度感測元件。[0017]在示例11中，根據示例1-10中的任一項所述的消融裝置，還包括聯接到球囊的遠端區段的至少一個心電圖傳感器。[0018]在示例12中，根據示例1-11中的任一項所述的消融裝置，還包括彈簧促動的柱塞組件，該彈簧促動的柱塞組件構造成在收縮狀態下偏置球囊。[0019]在示例13中，根據示例12所述的消融裝置，其中柱塞組件包括柱塞機構和構造成抵靠球囊偏置柱塞機構的彈簧。[0020]在示例14中，根據示例13所述的消融裝置，其中柱塞機構包括柱塞軸和非創傷性頂端。[0021]在示例15中，根據示例14所述的消融裝置，其中柱塞軸可滑動地設置在導管軸和電極內。[0022]在示例16中，一種用於治療身體組織的消融裝置包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和構造成接收導電流體的至少一個流體管腔；可充脹球囊，其聯接到軸的遠端區段且包括內部區段，該內部區段與該至少一個流體管腔流體連通以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動球囊；至少一個電極，其位於球囊的內部空間內；和彈簧機構，其構造成在收縮狀態下偏置球囊。[0023]在示例17中，一種形成消融導管的球囊的方法，該球囊具有近端區段和遠端區段，該方法包括:罩住球囊的近端區段；用電離輻射源照射球囊的遠端區段；蝕刻球囊以形成穿過球囊的遠端區段的多個微孔；和將球囊固定到導管。[0024]在示例18中，根據示例17所述的方法，其中電離輻射源包括氬離子源。[0025]在示例19中，根據示例17-18中的任一項所述的方法，其中球囊的近端區段包含疏水性聚合物，並且球囊的遠端區段包含親水性聚合物。[0026]在示例20中，根據示例17-19中的任一項所述的方法，其中微孔的孔尺寸在直徑方面在約0.1微米至5微米之間。[0027]在示例21中，一種用於消融身體組織的系統包括:RF發生器，其包括可在第一位置和第二位置之間操作的切換機構；流體源，其包括導電流體的供應源；和消融裝置，該消融裝置包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和至少一個流體管腔；可充脹球囊，其聯接到軸的遠端區段且包括內部區段，該內部區段與流體源流體連通，以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動球囊；第一電極，其設置在球囊的內部空間內且電聯接到RF發生器，第一電極構造成用於當在第一位置操作時通過球囊且向身體組織中供應第一RF電場；第二電極，其聯接到細長軸的遠端部分且電聯接到RF發生器，第二電極構造成用於當在第二位置操作時直接向組織中供應第二RF電場。[0028]在示例22中，根據示例21所述的系統，其中球囊包括複合物結構，該複合物結構具有包含疏水性聚合物材料的近端球囊區段和包含親水性聚合物材料的遠端球囊區段。[0029]在示例23中，根據示例21-22中的任一項所述的系統，其中，在膨脹狀態下，球囊為圓錐形的。[0030]在示例24中，根據示例21-23中的任一項所述的系統，其中球囊的遠端區段為內褶的。[0031]在示例25中，根據示例21-24中的任一項所述的系統，其中球囊的遠端區段為半滲透的。[0032]在示例26中，根據示例21-25中的任一項所述的系統，其中球囊的厚度沿球囊的長度從近端球囊區段向遠端球囊區段漸縮。[0033]在示例27中，根據示例21-26中的任一項所述的系統，其中球囊包括多層結構。[0034]在示例28中，根據示例21-27中的任一項所述的系統，還包括彈簧促動的柱塞組件，該彈簧促動的柱塞組件構造成在收縮狀態下偏置球囊。[0035]在示例29中，一種用於在患者的身體上進行消融治療的方法包括:將消融裝置推進到目標身體組織區域，該消融裝置包括聯接到細長軸的可充脹球囊、設置在球囊的內部空間內的第一電極、和位於球囊外部的第二電極；將導電流體注入球囊的內部區段中並使球囊在身體內從收縮狀態充脹至膨脹狀態；選擇性地激勵(energize)第一電極並在球囊內部內生成第一RF電場；使用第一RF電場在身體組織內形成至少一個消融損傷；選擇性地激勵第二電極並生成第二RF電場；和使用第二RF電場在身體組織內形成至少一個消融損傷。[0036]在示例30中，根據示例29所述的方法，還包括RF發生器，該RF發生器包括切換機構，並且其中選擇性地激勵第一或第二電極包括在第一和第二切換位置之間操作切換機構。[0037]在示例31中，根據示例29-30中的任一項所述的方法，其中使用第一RF電場在身體組織內形成至少一個消融損傷包括在遠離細長軸的位置處在身體組織中形成損傷。[0038]在示例32中，根據示例29-31中的任一項所述的方法，其中使用第一RF電場在身體組織內形成的至少一個消融損傷大於使用第二RF電場在身體組織內形成的至少一個消融損傷。[0039]在示例33中，一種用於治療身體組織的消融裝置包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和構造成接收導電流體的至少一個流體管腔；可充脹球囊，其聯接到軸的遠端區段且包括內部區段，該內部區段與該至少一個流體管腔流體連通，以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動球囊；和至少一個電極，其位於球囊的內部空間內，該至少一個電極構造成用於將RF電場傳輸通過球囊並進入與球囊接觸的身體組織內；其中球囊構造成在向遠端朝消融裝置的前端的方向上傳輸RF電場。[0040]在示例34中，根據示例33所述的消融裝置，其中球囊包括複合物結構，該複合物結構具有包含疏水性聚合物材料的近端球囊區段和包含親水性聚合物材料的遠端球囊區段。[0041]在示例35中，根據示例33-34中的任一項所述的消融裝置，其中，在膨脹狀態下，球囊為圓錐形的。[0042]在示例36中，根據示例33-35中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的遠端區段為內褶的。[0043]在示例37中，根據示例33-36中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的遠端區段為半滲透的。[0044]在示例38中，根據示例33-37中的任一項所述的消融裝置，其中球囊的厚度沿球囊的長度從近端球囊區段向遠端球囊區段漸縮。[0045]在示例39中，根據示例33-38中的任一項所述的消融裝置，其中球囊包括多層結構。[0046]在示例40中，根據示例33-39中的任一項所述的消融裝置，還包括彈簧促動的柱塞組件，該彈簧促動的柱塞組件構造成在收縮狀態下偏置球囊。[0047]雖然公開了多個實施例，但從示出和描述本發明的示例性實施例的下列詳細描述，本發明的其他實施例對於本領域技術人員將變得顯而易見。因此，附圖和詳細描述將被視為本質上為示例性的，而非限制性的。【專利附圖】【附圖說明】[0048]圖1是根據示例性實施例的消融裝置的示意圖；圖2是局部剖視圖，示出了處於收縮狀態的圖1的消融裝置的遠端區段；圖3是另一個局部剖視圖，示出了處於膨脹狀態的圖1的消融裝置的遠端區段；圖4是流程圖，示出了用於製造消融裝置的多孔球囊的示例方法；圖5是透視圖，示出了根據示例性實施例的示例複合物球囊；圖6是局部剖視圖，示出了根據另一個示例性實施例的消融裝置的遠端區段；圖7是局部剖視圖，示出了根據另一個示例性實施例的消融裝置的遠端區段；圖8是局部剖視圖，示出了根據另一個示例性實施例的消融裝置的遠端區段；圖9是根據另一個示例性實施例的消融裝置的示意圖；且圖10是使用圖9的消融裝置進行心臟消融手術的示例性方法的流程圖。[0049]雖然已經以舉例方式在附圖中示出並在下文中詳細描述了具體實施例，但是本發明能夠採用各種修改和替代形式。然而，本發明不將本發明限制於所描述的特定實施例。相反，本發明旨在涵蓋落在由所附權利要求限定的本發明的範圍內的所有修改、等同物和備選方案。【具體實施方式】[0050]圖1是根據示例性實施例的消融裝置10的示意圖。如圖1所示，消融裝置10包括細長軸12，細長軸12具有近端區段14、遠端區段16和在近端區段14與遠端區段16之間延伸穿過軸12的至少一個管腔18。聯接到軸12的遠端區段16的可充脹的消融球囊20可在身體內的目標位置處(例如，在心血管內)充脹並且與待治療的身體組織接觸。在一些實施例中，並且如下文進一步所述，位於球囊20的內部部分內的RF電極組件22生成RF電場，該RF電場可用於在組織內形成受控的損傷。例如，在陣發性心房纖顫的治療中，球囊20和RF電極22可用於在肺靜脈內進行電隔離，以防止電信號在心臟左側內的異常傳導。消融裝置10也可用於治療其他類型的心律失常和/或體內的心血管疾病。消融裝置10也可用於治療通常由消融裝置處理的其他病症。[0051]聯接到軸12的近端區段14的手柄24可由臨床醫生用於將遠端區段16操控和操縱到身體內的目標部位，以用於進行消融。在一些實施例中，手柄24包括與導電流體30的供應源流體連通的流體埠26和閥門28。在一些實施例中，例如，流體30可包括鹽水或鹽水和螢光鏡造影介質的溶液，該造影介質為導電的和生物相容的。在消融步驟期間，加壓流體30可經由流體管腔18輸送到球囊20的內部，從而造成球囊20充脹，同時也在電極22和與待治療的身體組織接觸的球囊20的部分之間形成電通路。在一些實施例中，可提供多個流體埠以使流體30通過作為閉環系統一部分的消融裝置10再循環，以用於控制球囊20內的溫度。[0052]在一些實施例中，消融裝置10還包括操縱機構32，其可用來在身體內機械地操縱軸12的遠端區段16。在某些實施例中，例如，操縱機構32包括手柄24上的滑塊或槓桿機構，其可由臨床醫生促動以接合位於軸12內的多個操縱線。在裝置10向身體內的目標區域傳送期間，操縱機構32可接合以偏轉軸12的遠端區段16，從而允許臨床醫生更好地將裝置10導航通過血管系統。[0053]RF發生器34構造成將射頻能量供應至電極組件22。在一些實施例中，裝置10構造成以雙極模式操作，其中由RF發生器34供應的消融能量從電極組件22的一個電極流到電極組件22的另一個電極或者在沿裝置10(例如，沿軸12的遠端區段16)的不同位置處提供。在其他實施例中，裝置10構造成以單極模式操作，其中無關電極(indifferentelectrode)(例如，電極貼片)附連到患者的背部或其他外部皮膚區域，並且來自RF發生器34的消融能量從組件22的一個電極流到該無關電極。[0054]圖2是局部剖視圖，更詳細地示出了圖1的消融裝置10的遠端區段16。如在圖2中進一步可見，並且在一些實施例中，電極組件22包括位於球囊20的內部空間38內的至少一個RF電極36。RF電極36牢固地固定到軸12的遠端40(例如，在電極36的兩端處使用合適的粘合劑)，並且電聯接到RF發生器34。在圖2的實施例中，RF電極36包括由諸如鉬的適當地導電的金屬製成的金屬管狀部件，並且經由位於軸12內的多個導體線(未示出)電聯接到RF發生器34。然而，RF電極36的構造可與圖示構造不同。例如，RF電極36可包括線圈、環、扁平帶或其他合適的形狀。在一些實施例中，電極組件22可包括多個電極36，以或者作為雙極RF消融系統的一部分，或者作為帶有多個電極的單極系統的一部分。[0055]裝置10包括至少一個流體管腔，以用於將加壓流體30傳輸到球囊20的內部空間38。在圖2的實施例中，裝置10包括中央流體管腔18，其縱向延伸穿過軸12且穿過RF電極36的一部分。在一些實施例中，流體管腔18向遠端終止於圍繞RF電極36周向設置的多個充脹埠42處。在一些實施例中，相同的流體管腔18可用於對球囊20進行充脹和洩放兩者。在其他實施例中，單獨的流體管腔用於對球囊20進行充脹和洩放。此種構造可提供流體在球囊20內的連續灌注和排放，以維持球囊20內受控的操作壓力和溫度兩者。在一個實施例中，軸12內的多個流體管腔可允許導電流體30在消融步驟期間通過裝置10再循環。流體30也可包括造影介質以有利於球囊20在螢光鏡下的可視化。[0056]在圖2的實施例中，球囊20在軸遠端40處或附近聯接到軸12的遠端區段16，並且能夠從初始收縮位置充脹至第二膨脹位置，收縮位置具有方便裝置10行進通過身體的低輪廓，第二膨脹位置接觸並接合待消融的身體組織。在某些實施例中，球囊20具有由不同聚合物材料形成的複合物結構，該結構有助於將RF能量從RF電極36導向和聚焦到位於球囊20的遠端44處或附近的身體組織中。在一個實施例中，例如，複合物球囊20包括由疏水性聚合物製成的近端非導電區段46a和由親水性聚合物製成的遠端導電區段46b。非導電區段46a的聚合物可以是非離子導電性的，並且遠端區段46b的聚合物可以是離子導電性的。在一些實施例中，例如，複合物球囊結構可包括由諸如TECOPHILIC60D-35?的疏水性聚氨酯材料製成的近端區段46a和由諸如TECOPHILIC60D?的親水性聚氨酯材料製成的遠端區段46b,這兩種材料均能夠從ThermedicsPolymerProducts(Woburn,Massachusetts)獲得。TECOPHILIC?是聚醚基脂族聚氨酯並且呈現出足夠的彈性，以便能夠在球囊20充脹時顯著地伸展超出其平衡尺寸。其他聚合物材料也可用來賦予近端區段46a和遠端區段46b不同的親水特性。如本文所用，術語「親水性」表明聚合物在與水溶液接觸時能吸收一定量的水，同時仍保持其結構完整性。[0057]當用導電流體30充脹時，由於在將RF能量供應至RF電極36時流體30的離子內容物，複合物球囊20的遠端區段46b通過水合而呈現導電性。結果，電流傳輸通過流體30並進入與球囊20的遠端區段46b接觸的組織中。在一些情況下，電流行進穿過親水性的球囊材料的所有區域，但不行進穿過疏水性或非導電性的球囊的區域。[0058]複合物球囊結構可使用多種不同技術形成。例如，球囊20的不同區段46a、46b可通過在具有限定的尺寸和形狀的心軸上單獨地浸塗球囊20的各個區段而形成。球囊20也可諸如通過在中空模具中旋塗或通過注射或吹塑而使用其他技術形成。此處結合圖4進一步討論用於構建具有可滲透的或半滲透的遠端區段的複合物球囊結構的另一種示例方法。[0059]在一些實施例中，裝置10還包括可用來感測球囊20內的流體30的溫度的一個或更多個溫度感測元件。在某些實施例中，並且如圖2所示，諸如熱電偶或熱敏電阻器的溫度感測元件48在遠端區段46b處聯接到球囊20的內表面50。在其他實施例中，溫度感測元件48在遠端區段48處聯接到球囊20的外表面52，或者聯接到球囊20的另一部分或軸12。在另一個實施例中，溫度感測元件48包封在球囊材料的內部內。在一些實施例中，多個溫度感測元件可聯接到球囊的內表面50和/或外表面52並且/或者聯接到軸12，以用於在多個位置處感測溫度。[0060]在一些實施例中，溫度感測元件48感測包含在球囊20的內部區段38內的流體30的溫度，並且連接到位於身體外部的溫度感測電路(例如，基於溫度計)。在消融期間，RF發生器34可被控制，以便將包含在球囊20中的流體30的溫度調整至所需溫度。在其中使用多個流體埠將流體通過裝置10再循環的那些實施例中，流體的流動也可基於來自溫度感測元件48的反饋來控制，以將球囊20內的流體維持在特定溫度或溫度範圍內。在各種實施例中，溫度傳感器位於球囊的外表面上和/或球囊的壁內。此種構造可測量經受消融的組織的溫度。在本文引用的這些或其他實施例中，消融治療的強度(例如，功率)可基於測量的溫度自動地調節，以限制經受消融的組織的溫度。此種構造可提供針對蒸汽爆裂的保護，其中，否則可能由在溫度達到100°C或更高時轉變為蒸汽的組織中的水形成組織中的小的氣體性破裂。[0061]聯接到球囊20的一個或更多個心電圖傳感器也可在一些實施例中用來感測心臟中或附近的電活動。例如，在圖2的實施例中，心電圖傳感器54在遠端區段46b處聯接到球囊20的內表面50，從而允許臨床醫生監測目標消融部位處任何電活動的存在。在其他實施例中，心電圖傳感器54在遠端區段46處聯接到球囊20的外表面52，或者聯接到球囊20的另一部分或軸12。在另一個實施例中，心電圖傳感器52包封在球囊材料的內部內。在一些實施例中，多個心電圖傳感器可聯接到和/或包封在球囊20內和/或聯接到軸12，以用於在多個位置處感測電活動。[0062]彈簧促動的柱塞組件56可用來將球囊20保持在收縮的低輪廓位置，以有利於在使球囊20在所需的目標組織位置處充脹之前將裝置10傳送通過身體。在圖2的實施例中，組件56包括柱塞機構58和彈簧60。彈簧60位於軸12的內部內靠近RF電極36處,並且構造成沿朝球囊20的遠端44的遠端方向機械地偏置柱塞機構58，從而將球囊20保持在伸出位置，直到充脹。[0063]在一些實施例中，柱塞機構58包括柱塞軸62，其可滑動地設置在球囊20的內部區段38內且通過RF電極36的一部分。柱塞軸62的遠端包括非創傷性頂端64，當柱塞機構58被向遠端充分接合時,頂端64構造成接觸並接合球囊20的遠端44,從而造成球囊20收縮並呈現低輪廓位置，如圖所示。頂端64的形狀為彎曲的以符合遠端44處的球囊20的形狀。柱塞軸62的近端聯接到柱塞密封件66，柱塞密封件66提供彈簧60接合柱塞軸62所抵靠的表面。位於軸12內部內靠近彈簧60處的肩部68提供了近端止擋件，以在彈簧60壓縮時防止彈簧60的近端移動。[0064]圖3是圖1的消融裝置10的另一個局部剖視圖，示出了處於第二充分膨脹位置的球囊20。如在圖3中進一步可見，當加壓流體30被注入球囊20的內部區段38內時，施加在柱塞密封件66的表面上的流體壓力構造成克服由彈簧60提供的彈簧偏置，從而造成彈簧60移動至軸內部內的第二壓縮位置。一旦球囊20被充脹，球囊20的內部區段38內的壓力就沿近端方向推動柱塞組件56。結果，柱塞軸62被向近端拉入軸內部，從而造成非創傷性頂端64脫離球囊20的遠端44。[0065]當頂端64脫離球囊20的遠端44時，並且如圖3所示，球囊20構造成膨脹至其第二膨脹位置。在一些實施例中，充脹的球囊20的形狀可以沿其長度變化，使得球囊20的近端區段46a具有不同於遠端區段46b的輪廓和形狀。在圖3的實施例中，例如，充脹的球囊20具有基本上圓錐的形狀，使得球囊20的遠端導電區段46b朝球囊20的遠端44暴露相對大的區域。遠端區段46b的圓錐形狀有利於球囊20與主要位於裝置10遠端的身體組織的接觸。球囊20的近端區段46a又具有相對低的輪廓，並且因此不接觸身體組織。相比遠端區段46b，近端區段46a的疏水材料也不與球囊20內的流體30進行傳導。[0066]雖然圖3中的示例性球囊20在膨脹時具有圓錐形狀，但在其他實施例中，球囊20在充脹時可具有不同的形狀和/或輪廓。其他球囊形狀的示例可包括橢圓形、球形或啞鈴形。在一些實施例中，球囊形狀可類似於美國專利N0.7，736，362中描述的自錨固球囊形狀中的一種，該專利的內容全文以引用方式併入本文中以用於所有目的。其他球囊構造也是可能的。[0067]在一些實施例中，球囊20的遠端區段46b為半滲透的，從而允許球囊20的內部區段38內的加壓流體30中的至少一些在目標消融部位處或附近滲入身體內。在一些實施例中，球囊20的遠端區段46b為可滲透的，從而允許球囊20的內部區段38內的加壓流體30在目標消融部位處或附近滲入身體內。在消融期間，導電流體在該界面區域處的存在有助於為由RF電極36生成的電場形成電導管，並且進一步用來冷卻消融部位。當RF能量被施加到球囊20內部的RF電極36時，RF能量通過穿過球囊20滲出的導電流體傳輸到與球囊20接觸的組織。遠端區段46b的滲透性或半滲透性也允許傳送包含在流體30內的藥劑或藥物。這樣,通過將一種或更多種藥物引入到導電流體30中並允許藥物行進穿過球囊20且進入組織內，球囊20也可作用為藥物傳送裝置。[0068]圖4是示出用於製造多孔球囊的示例方法70的流程圖。通過製造具有近端非導電區段和遠端導電區段的複合物球囊，方法70可以大體上始於框72。應當指出，在一些實施例中，遠端區段為非導電的。在某些實施例中，例如，諸如圖2-3所示的複合物球囊20可使用合適工藝來製造，諸如浸塗、旋塗、注塑或吹塑。也可使用其他製造技術來製造複合物球囊。[0069]可以選擇一種或多種球囊材料，以便有利於進一步的加工步驟，以形成穿過球囊材料的微孔。在一些實施例中，例如，用來形成複合物球囊的工件可由諸如聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)的熱塑性聚合物樹脂形成。PET的熱學和/或化學特性允許在球囊上進行後續加工步驟，同時保持球囊的所需抗拉強度和彈性特性。[0070]一旦複合物球囊已被製造，就罩住球囊的近端非導電區段(框74)，並且利用來自電離輻射源的離子照射球囊的遠端(例如，導電)區段(框76)。在一個實施例中，利用來自氬等離子體源的氬原子照射複合物球囊。其他合適的離子輻射源也可用來利用離子照射球囊的遠端區段。[0071]一旦被照射，球囊就接著經受一段時間的氫氧化鈉(NaOH)蝕刻工藝，以在球囊的遠端區段中產生均勻的微孔(框78)。在某些實施例中，例如，球囊可被插入蝕刻槽中並處理大約10至15分鐘的時間，直到穿過球囊材料形成所需尺寸的孔。孔尺寸可通過電離輻射和蝕刻步驟的持續時間、電離輻射的強度和蝕刻溶液的強度來控制。諸如球囊組成、球囊厚度以及其他特性的其他因素也可以影響孔尺寸。可使用該過程生成的示例孔尺寸在直徑方面可在約0.1微米至約5微米之間，但也可以設想更大或更小的其他孔尺寸。例如，在一些情況下，孔直徑可以直到20微米。[0072]—旦在球囊的遠端區段中形成微孔，就可以接著進行附加的加工步驟以將球囊固定在軸上(框80)。在一個實施例中，球囊可安裝到軸的遠端，類似於圖2-3所示的示例性實施例中所示。球囊可以以多種方式固定到軸，包括粘合劑結合、熱結合、機械結合、螺釘、卷繞、或它們的組合。[0073]圖5是示出已使用圖4的方法70處理的示例複合物球囊20的透視圖。在圖5中可以看出，球囊20的遠端區段46b包括多個微孔82，由於處於其充脹狀態的遠端區段46b的尺寸和形狀，微孔82沿大體上由箭頭84指示的方向基本上在遠端方向上背對球囊20的遠端44。當導電流體的穩定流被提供到球囊20的內部區段38時，流體30的至少一部分穿過微孔82滲出並與位於球囊20遠端的身體組織接觸。球囊20的近端區段46a為基本上無孔的，並且因此阻止加壓流體流過近端區段46a。[0074]圖6是示出根據另一個示例性實施例的消融裝置86的遠端區段的局部剖視圖。消融裝置86包括細長軸88，該細長軸88聯接到可充脹的消融球囊90。軸88的近端區段(未示出)聯接到導電流體源和RF發生器。在圖6的實施例中，軸88的遠端區段92延伸穿過球囊90的內部94，並且包括多個流體埠96、98，以用於使流體循環通過球囊內部94。與軸88內的第一管腔流體連通的第一流體埠96構造成將導電流體從外部流體源傳送到球囊內部94中。與軸88的返回流體管腔流體連通的第二流體埠98又作用為返回埠，以用於將球囊內部94內的受熱流體再循環到患者身體外部的位置以進行冷卻。[0075]設置在球囊90的內部94內的電極組件100電聯接到RF發生器，並且構造成生成RF電場以用於在位於球囊90附近的組織內形成受控的損傷。在一些實施例中，並且如圖6所示，電極組件100包括具有螺旋形狀的金屬線圈RF電極102,該螺旋形狀圍繞軸88的位於球囊內部94內的一部分延伸。在其他實施例中，RF電極102可包括管狀部件、環、扁平帶或其他合適形狀。在一些實施例中，電極組件100可包括多個電極102，以或者作為雙極RF消融系統的一部分，或者作為帶有多個電極的單極系統的一部分。[0076]在圖6的實施例中，球囊90的近端區段112a聯接到細長軸88的遠端區段92。球囊90的遠端區段112b又聯接到細長軸88的遠端108。在一些實施例中，並且如圖6所示，球囊90的遠端區段112b具有內褶構造，該構造通過將球囊90的一部分摺疊或翻轉回其自身上並且將球囊90的遠端106附連到軸遠端108的內表面而形成。球囊90能夠從初始收縮位置充脹至第二膨脹位置，初始收縮位置具有方便裝置86行進通過身體的低輪廓，第二膨脹位置接觸並接合待消融的身體組織。在一些實施例中，球囊90具有由不同聚合物材料形成的複合物結構，該結構有助於將RF能量從RF電極100導向和聚焦到位於球囊90的遠端區段112b處或附近的身體組織中。在一個實施例中，例如，複合物球囊90包括由疏水性聚合物製成的近端非導電區段112a和由親水性聚合物製成的遠端導電區段112b。在一些實施例中，例如，複合物球囊結構可包括由諸如TECOPHILIC60D-35?的疏水性聚氨酯材料製成的近端區段112a和由諸如TECOPHILIC60D?的親水性聚氨酯材料製成的遠端區段112b。其他聚合物材料也可用來根據需要賦予近端區段112a和遠端區段112b不同的親水特性。[0077]當利用導電流體充脹時，由於在將RF能量供應至RF電極102時流體的離子內容物，球囊90的遠端區段112b通過水合而呈現導電性。電流因而傳輸通過流體並進入與球囊90的遠端區段112b接觸的組織。當被充脹時，球囊90的內褶構造也用來朝球囊90的遠端區段112b導向RF電場。[0078]消融裝置86可進一步包括結合其他實施例描述的一個或更多個特徵，包括用於感測球囊90的表面內或表面上的流體的溫度的一個或更多個溫度傳感器，和用於感測心臟中或心臟附近的電活動的一個或更多個心電圖傳感器。裝置86也可包括其他特徵，諸如彈簧促動的柱塞組件。在某些實施例中，球囊90也可製造成可滲透的或半滲透的，從而允許球囊90的內部區段94內的加壓流體中的至少一些在目標消融部位處或附近滲入身體內。[0079]圖7是示出根據另一個示例性實施例的消融裝置114的遠端區段的局部剖視圖。消融裝置114包括細長軸116，細長軸116聯接到可充脹的消融球囊118。軸116的近端區段聯接到導電流體源和RF發生器。在圖7的實施例中，軸116的遠端區段120延伸穿過球囊118的內部122，並且包括多個流體埠124、126，以用於使流體循環通過球囊內部122。與軸116內的第一管腔流體連通的第一流體埠124構造成將導電流體從外部流體源傳送到球囊內部122內。與軸116內的返回流體管腔流體連通的第二流體埠126又作用為返回埠，以用於將球囊內部122內的受熱流體再循環到患者身體外部的位置以進行冷卻。[0080]設置在球囊118的內部122內的電極組件128電聯接到RF發生器，並且構造成生成RF電場，以用於在位於球囊118附近的組織內形成受控的損傷。在一些實施例中，並且如圖7所示，電極組件128包括具有螺旋形狀的金屬線圈RF電極130，該螺旋形狀圍繞軸116的位於球囊內部122內的一部分延伸。在其他實施例中，RF電極130可包括管狀構件、環、扁平帶或其他合適形狀。在一些實施例中，電極組件128可包括多個電極130，以或者作為雙極RF消融系統的一部分，或者作為帶有多個電極的單極系統的一部分。[0081]在圖7的實施例中，球囊118的近端部分134聯接到細長軸118的遠端區段120。球囊118能夠從初始收縮位置充脹至第二膨脹位置，初始收縮位置具有方便裝置114行進通過身體的低輪廓，第二膨脹位置接觸並接合待消融的身體組織。在一些實施例中，並且如圖所示，球囊118的厚度可沿與軸116大體平行的球囊118的長度漸縮，使得近端區段134a的厚度大於遠端區段134b的厚度。在某些實施例中，球囊118的厚度沿球囊118的長度在近端區段134a和遠端區段134b之間連續地漸縮。在一個實施例中，例如，球囊118可以從在位置132(在這裡球囊118的近端區段134a附連到細長軸116)處或附近的約5密耳(0.005英寸)至15密耳(0.015英寸)之間的厚度連續地漸縮至球囊118的遠端部分136處或附近的約0.5密耳至5密耳之間的厚度。[0082]在其他實施例中，球囊118可在沿球囊118的長度的一個或更多個離散位置處在厚度方面過渡，使得近端區段134a的厚度大於遠端區段134b的厚度。在一個實施例中，例如，球囊118厚度可在沿球囊118的長度的基本上半路的位置處從球囊118的近端部分134a處的相對厚的構造過渡到球囊118的遠端區段134b處的相對薄的構造。球囊118也可在沿球囊118的近端區段134a和/或遠端區段134b的多個位置處在厚度方面逐步地過渡。其他構造也是可能的。[0083]球囊118可包括親水性聚合物，其有利於由RF電極130生成的電磁場傳輸通過球囊材料並與組織接觸。在一些實施例中，球囊118包括複合物結構，其中多種材料用來將球囊118從沿球囊118的近端區段134a的相對疏水成分過渡到沿球囊118的遠端區段134b的相對親水成分。在一些實施例中，例如，複合物球囊結構可包括由諸如TECOPHILIC60D-35?的疏水性聚氨酯材料製成的近端區段134a和由諸如TECOPHILIC60D?的親水性聚氨酯材料製成的遠端區段134b，如本文所討論的那樣。所得的結構是沿球囊118的長度在材料組成和厚度方面均過渡的複合物球囊118。在消融期間，沿球囊118的長度的該厚度方面的減小(且在一些實施例中，材料成分方面的變化也)造成由RF電極130生成的更大量的電場行進穿過球囊118的遠端區段134b，從而允許臨床醫生瞄準位於球囊118遠端的身體組織。[0084]消融裝置114可還包括結合本文的其他實施例描述的一個或更多個特徵，包括用於感測球囊118的外表面內或外表面上的流體的溫度的一個或更多個溫度傳感器，和/或用於感測心臟中或心臟附近的電活動的一個或更多個心電圖傳感器。裝置114也可包括其他特徵，諸如彈簧促動的柱塞組件。在某些實施例中，球囊118也可製造成可滲透的或半滲透的，從而允許球囊118的內部區段122內的加壓流體中的至少一些在目標消融部位處或附近滲入身體中。[0085]圖8是示出根據另一個示例性實施例的消融裝置138的遠端區段的局部剖視圖。消融裝置138包括細長軸140，細長軸140聯接到可充脹的消融球囊142。軸140的近端區段聯接到導電流體源和RF發生器。在圖8的實施例中，軸140的遠端區段144延伸穿過球囊142的內部146，並且包括多個流體埠148、150，以用於使流體循環通過球囊內部146。與軸140內的第一管腔流體連通的第一流體埠148構造成將導電流體從外部流體源傳送到球囊內部146中。與軸140內的返回流體管腔流體連通的第二流體埠150又作用為返回埠，以用於將球囊內部146內的受熱流體再循環到患者身體外部的位置以進行冷卻。[0086]設置在球囊142的內部146內的電極組件152電聯接到RF發生器，並且構造成生成RF電場以用於在位於球囊142附近的組織內形成受控的損傷。在一些實施例中，並且如圖8所示，電極組件152包括具有螺旋形狀的金屬線圈RF電極154,該螺旋形狀圍繞軸140的位於球囊內部146內的一部分延伸。在其他實施例中，RF電極154可包括管狀構件、環、扁平帶或其他合適形狀。在一些實施例中，電極組件152可包括多個電極154，以或者作為雙極RF消融系統的一部分，或者作為帶有多個電極的單極系統的一部分。[0087]在圖8的實施例中，球囊142的近端部分156聯接到細長軸140的遠端區段144。球囊142能夠從初始收縮位置充脹至第二膨脹位置，初始收縮位置具有方便裝置138行進通過身體的低輪廓，第二膨脹位置接觸並接合待消融的身體組織。在一些實施例中，並且如圖8所示，球囊142包括具有第一層158和第二層160的多層結構。球囊142的第一層158包括親水性能水合的離子導電材料層，其沿著球囊142的近端區段162a和遠端區段162b兩者橫跨球囊142的整個表面區域延伸。在某些實施例中，例如，第一層158包括諸如TECOPHILIC60D?的親水性聚氨酯材料。在某些實施例中，第一層158的厚度在約I密耳至3密耳之間。[0088]在一些實施例中，第一層158具有沿球囊142的整個長度均勻的厚度。在其他實施例中，第一層158的厚度可在厚度方面沿球囊142的長度過渡。例如，在一些實施例中，球囊142的第一層158可在厚度方面沿球囊142的長度漸縮，使得沿球囊142的近端區段162a定位的第一層158的部分比沿遠端區段162b定位的第一層158的部分更厚。第一層158的厚度可以沿球囊142的長度連續地或在一個或更多個離散的位置處漸縮。在一些實施例中，第一層158的厚度可在厚度方面從球囊142的近端部分156附連到細長軸140的位置處或附近的約3密耳過渡到球囊142的遠端部分164處或附近的約I密耳的厚度。[0089]球囊142的第二層160包括疏水材料，並且延伸橫跨球囊142的僅一部分。在圖8的實施例中，例如，第二層160沿球囊142的僅近端區段162a定位。在一些實施例中，第二層160包括在球囊製造過程期間噴塗到第一層158上的疏水性聚合物掩模。可用來形成第二層160的示例疏水材料包括TECOPHILIC60D-35?。也可使用其他技術來形成第二層160，包括濺射、粘合或共擠出。[0090]在圖8的實施例中，第二層160的厚度沿其長度連續地漸縮。在其他實施例中，第二層160在沿其長度的一個或更多個離散位置處在厚度方面減小。在一些實施例中，第二層160的厚度可從球囊142的近端部分156附連到細長軸140的位置處或附近的約5密耳到第二層160終止的位置處或附近的約I密耳的厚度之間過渡。[0091]在消融期間，球囊142的第一層158上的疏水性的第二層160的存在造成由RF電極154生成的更大量的電場行進穿過球囊142的遠端區段162b，從而允許臨床醫生瞄準位於球囊142遠端的身體組織。在一些情況下，在消融期間，球囊142的第一層158上的疏水性的第二層160的存在造成RF電流集中且穿過球囊的僅未遮掩的親水性遠側表面均勻地分布，從而允許臨床醫生瞄準位於球囊142遠端的身體組織。[0092]消融裝置138可還包括結合其他實施例描述的一個或更多個特徵，包括用於感測球囊的表面內或表面上的流體的溫度的一個或更多個溫度傳感器，和/或用於感測心臟中或心臟附近的電活動的一個或更多個心電圖傳感器。裝置138也可包括其他特徵，諸如彈簧促動的柱塞組件。在某些實施例中，球囊142也可製造成可滲透的或半滲透的，從而允許球囊142的內部146內的加壓流體中的至少一些在目標消融部位處或附近滲入身體中。[0093]圖9是根據另一個示例性實施例的消融裝置166的示意圖。消融裝置166包括細長軸168，細長軸168具有近端區段170、遠端區段172和在近端區段170與遠端區段172之間延伸穿過軸168的至少一個管腔173。聯接到軸168的遠端區段172的可充脹球囊174可在身體內的目標位置處充脹並且與待治療的身體組織接觸。在圖9的實施例中，軸168的遠端區段172延伸穿過球囊174的內部176，並且包括多個流體埠176、178，以用於使流體循環通過球囊內部176。與軸168內的第一管腔流體連通的第一流體埠178構造成將導電流體從外部流體源傳送到球囊內部176內。與軸168內的返回流體管腔流體連通的第二流體埠180又作用為返回埠，以用於將球囊內部176內的受熱流體再循環到患者身體外部的位置以進行冷卻。[0094]設置在球囊174的內部176內的電極組件182電聯接到RF發生器34，RF發生器34可用來生成RF電場以用於在組織內形成受控的損傷。在圖9的實施例中，電極組件182包括第一電極184和第二電極186。第一電極184包括具有螺旋形狀的金屬線圈RF電極，該螺旋形狀圍繞軸168的位於球囊內部176內的一部分延伸。在其他實施例中，第一電極184可包括管狀構件、環、扁平帶或其他合適形狀的電極。第二電極186又聯接到細長軸168的遠端部分188，並且位於球囊174的外部且直接接觸待消融的身體組織。[0095]在一些實施例中，RF發生器34包括切換器190，切換器190用於選擇性地激活第一電極184或第二電極186。在一個實施例中，並且如圖所示，切換器190包括電聯接到第一電極184的第一電線192和電聯接到第二電極186的第二電線194。在消融步驟期間，在第一電極184和第二電極186之間來回切換的能力允許操作者在經由通過球囊174傳導在相對大的區域上提供消融或經由第二電極186(其與組織直接接觸並且具有比球囊174小的接觸表面積)在相對小的聚焦區域上提供消融之間進行調整。[0096]在圖9的實施例中，球囊174的近端區段196a聯接到細長軸168的遠端區段172。球囊174的遠端區段196b又聯接到細長軸168的遠端188。在某些實施例中，球囊166具有由不同的聚合物材料形成的複合物結構。在一個實施例中，例如，複合物球囊166包括由疏水性聚合物製成的近端非導電區段196a和由親水性聚合物製成的遠端能水合的離子導電區段196b。在一些實施例中，例如，複合物球囊結構可包括由諸如TECOPHILIC60D-35?的疏水性聚氨酯材料製成的近端區段196a和由諸如TECOPHILIC60D?的親水性聚氨酯材料製成的遠端區段196b。其他聚合物材料可用來賦予近端區段196a和遠端區段196b不同的親水特性。[0097]當利用導電流體充脹時，由於在將RF能量供應至第一RF電極184時流體的離子內容物，球囊174的遠端區段196b通過水合而呈現導電性。結果，電流傳輸通過流體並進入與球囊174的遠端區段196b接觸的組織中。[0098]消融裝置166可還包括結合其他實施例描述的一個或更多個特徵，包括用於感測球囊內或球囊-組織界面處的球囊表面上的流體的溫度的一個或更多個溫度傳感器，和用於感測心臟中或心臟附近的電活動的一個或更多個心電圖傳感器。裝置166也可包括其他特徵，諸如彈簧促動的柱塞組件。在某些實施例中，球囊174也可製造成半滲透的，從而允許球囊174的內部區段176內的加壓流體中的至少一些在目標消融部位處或附近滲入身體內。[0099]圖10是使用消融裝置進行的消融步驟的示例性方法198的流程圖。圖10可以表示例如可結合圖9的消融裝置166使用以在心臟組織上進行消融的若干示例步驟。方法198可使用本文所述的消融裝置中的任一個來進行，並且可以用於進行其他類型的消融治療。在一個實施例中，例如，方法198可用於在腦組織上進行消融治療，以用於治療神經障礙，諸如帕金森氏病。[0100]為了進行治療，臨床醫生將消融裝置166插入導嚮導管的管腔中，並且將消融裝置166推進至待治療的心臟中或附近的區域(框200)。在陣發性心房纖顫的治療中，例如，臨床醫生可將導嚮導管和消融裝置插入主要靜脈或動脈(例如，股動脈)中，並且將組件通過血管系統推進到待治療的心臟腔室或心臟血管(例如，肺靜脈)內的位置。在一些實施例中，導嚮導管內或消融裝置166自身內的操縱機構可用來將裝置166的遠端操縱就位至所需的治療部位。[0101]一旦就位，導電流體就接著注入球囊174內，從而造成球囊174充脹(框202)。在必要時，可接著設定RF發生器34上的切換器190以激活第一(即，球囊)電極184(框204)，從而造成能量通過經流體和球囊材料的傳導從電極184流到球囊174的遠端導電區段196b。臨床醫生可接著通過使球囊174的遠端區段196b與組織接觸而在組織上形成相對寬的損傷(框206)。[0102]遠端球囊區段196b的尺寸和形狀產生實際上很均勻的損傷，並且沒有在使用與待消融的組織直接接觸的電極的導管中可能產生的脫水或燒焦區域。在一些手術中，充脹的球囊174的尺寸和形狀也可有利於形成重疊的損傷，以確保形成鄰近的消融線並徹底阻斷異常導電。在其中遠端區段196b也是多孔的那些實施例中，可以在整個消融期內維持導電流體的穩定流動，這進一步用來形成球囊174和身體組織之間的電通路。[0103]如果，在消融手術期間，操作者希望在組織上提供微小損傷，則可以將切換器190設定成使用第二電極186來操作(框208)。一旦設定，來自RF發生器34的能量就接著被傳輸到第二(即，頂端)電極186，其將RF能量直接導向到組織中。相比具有與待消融組織接觸的相對大的表面積的第一電極184，第二電極186產生更小的聚焦的消融(框210)。在某些步驟中，例如，第二電極186可用來生成狹窄的聚焦的消融點，而第一電極184可用來生成更寬的更少聚焦的消融點。在電極184、186中的各個之間來回切換的過程可以重複一次或更多次，直到消融步驟完成。[0104]在不脫離本發明的範圍的情況下，可以對示範實施例進行各種修改和添加。例如，雖然上述實施例引用了特定特徵，但本發明的範圍也包括具有特徵的不同組合的實施例和不包括所有所描述的特徵的實施例。因此，本發明的範圍旨在涵蓋落入權利要求以及其所有等同物的範圍內的所有此種備選方案、修改和變型。【權利要求】1.一種用於消融身體組織的系統，包括:RF發生器，其包括能夠在第一位置和第二位置之間操作的切換機構；流體源，其包括導電流體的供應源；和消融裝置，包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和至少一個流體管腔；可充脹球囊，其聯接到所述軸的遠端區段且包括內部區段，所述內部區段與所述流體源流體連通，以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動所述球囊；第一電極，其設置在所述球囊的內部空間內且電聯接到所述RF發生器，所述第一電極構造成用於當在所述第一位置操作時將第一RF電場供應通過所述球囊且供應到所述身體組織中；第二電極，其聯接到所述細長軸的遠端部分且電聯接到所述RF發生器，所述第二電極構造成用於當在所述第二位置操作時直接將第二RF電場供應到所述組織中。2.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述球囊包括複合物結構，所述複合物結構具有包含疏水性聚合物材料的近端球囊區段和包含親水性聚合物材料的遠端球囊區段。3.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，在所述膨脹狀態下，所述球囊為圓錐形的。4.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述球囊的遠端區段為內褶的。5.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述球囊的遠端區段為半滲透的。6.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述球囊的厚度沿所述球囊的長度從近端球囊區段向遠端球囊區段漸縮。7.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，所述球囊包括多層結構。8.根據權利要求1所述的系統，其特徵在於，還包括彈簧促動的柱塞組件，該彈簧促動的柱塞組件構造成在所述收縮狀態下偏置所述球囊。9.一種用於在患者的身體上進行消融治療的方法，所述方法包括:將消融裝置推進到目標身體組織區域，所述消融裝置包括聯接到細長軸的可充脹的球囊、設置在所述球囊的內部空間內的第一電極、和位於所述球囊的外部的第二電極；將導電流體注入所述球囊的內部區段內並且將所述球囊在所述身體內從收縮狀態充脹至膨脹狀態；選擇性地激勵所述第一電極並且在所述球囊內部內生成第一RF電場；利用所述第一RF電場在所述身體組織內形成至少一個消融損傷；選擇性地激勵所述第二電極並且生成第二RF電場；並且利用所述第二RF電場在所述身體組織內形成至少一個消融損傷。10.根據權利要求9所述的方法，其特徵在於，還包括RF發生器，該RF發生器包括切換機構，並且其中選擇性地激勵所述第一或第二電極包括在第一和第二切換位置之間操作所述切換機構。11.根據權利要求9所述的方法，其特徵在於，利用所述第一RF電場在所述身體組織內形成至少一個消融損傷包括在遠離所述細長軸的位置處在所述身體組織中形成損傷。12.根據權利要求9所述的方法，其特徵在於，利用所述第一RF電場在所述身體組織內形成的所述至少一個消融損傷大於利用所述第二RF電場在所述身體組織中形成的所述至少一個消融損傷。13.一種用於治療身體組織的消融裝置，包括:細長軸，其具有近端區段、遠端區段和構造成接收導電流體的至少一個流體管腔；可充脹球囊，其聯接到所述軸的遠端區段且包括內部區段，所述內部區段與所述至少一個流體管腔流體連通，以用於在收縮狀態和膨脹狀態之間促動所述球囊；和至少一個電極，其位於所述球囊的內部空間內，所述至少一個電極構造成用於將RF電場傳輸通過所述球囊並且傳輸到與所述球囊接觸的身體組織中；其中，所述球囊構造成在向遠端朝所述消融裝置的前端的方向上傳輸所述RF電場。14.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，所述球囊包括複合物結構，所述複合物結構具有包含疏水性聚合物材料的近端球囊區段和包含親水性聚合物材料的遠端球囊區段。15.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，在所述膨脹狀態下，所述球囊為圓錐形的。16.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，所述球囊的遠端區段為內褶的。17.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，所述球囊的遠端區段為半滲透的。18.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，所述球囊的厚度沿所述球囊的長度從近端球囊區段向遠端球囊區段漸縮。19.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，所述球囊包括多層結構。20.根據權利要求13所述的消融裝置，其特徵在於，還包括彈簧促動的柱塞組件，該彈簧促動的柱塞組件構造成在所述收縮狀態下偏置所述球囊。【文檔編號】A61B18/14GK103987336SQ201280055862【公開日】2014年8月13日申請日期:2012年9月13日優先權日:2011年9月14日【發明者】R.蘇布拉馬尼亞姆,J.V.科布利什,Z.屯,G.R.哈維,M.曹,K.D.斯帕克斯申請人:波士頓科學西美德公司