气囊导管的制作方法

本发明涉及用于侵入性治疗身体的气囊导管(ballooncatheter)。所述导管包括一个细长的冷却元件，所述细长的冷却元件居中地布置在一个气囊内，以横跨所述气囊的表面提供均匀冷却。

背景技术：

从20世纪70年代晚期，用于冷冻疗法的导管已经被用于心血管系统中，例如从1977年当其被用来手术治疗心律失常时开始。在接下来的数年中，人们广泛认识到冷冻疗法对于在心脏中工作是特别有利的。它的安全性和有效性是非常卓越的，因为外科医生能够消融精细的心脏结构(诸如，房室结(a-vnode)、肺静脉和精细的结周围的心房组织)，而不用考虑血栓形成、穿孔或其他不利事件。

用于通过冷冻疗法治疗斑块稳定的导管被描述于wo2015/067414(在下文中称为wo'414)中。使一个气囊在一个导管轴周围膨胀并且随后使其冷却。一个同轴布置的冷却元件被用来实现此，其中将液体冷却剂从一个内部供应腔(lumen)传送到一个较大的管道(conduit)内。当离开所述供应腔时，所述冷却剂由于发生压力下降而经历相变，从而引起其蒸发且降低温度。然后使用一个返回腔移除冷气体，所述返回腔以同轴方式围绕所述供应腔。

通过以上同轴设计提供了许多优点，如wo'414中所讨论的。例如，可以使用一个单层气囊，因为气体冷却剂从所述导管泄漏的风险很小。此外，通过相变，冷却在需要的位置发生，而不需要设置绝缘层。此外，所述冷却元件以及其支撑腔可以维持小横截面面积，使其适合于小直径动脉中的应用，例如用于治疗冠状血管疾病。然而，仍然需要改进用于冷冻疗法的导管的已知设计。

技术实现要素：

根据本发明的一个方面，提供了一种导管，包括：一个柔性热传递元件，被设置在所述导管的外表面上；一个管道，被布置成供应膨胀流体，用于使所述柔性热传递元件膨胀以便形成膨胀的气囊；一个导引线腔，用于接收一个导引线；以及一个细长的冷却元件，被布置成冷却使所述气囊膨胀的所述膨胀流体；其中所述冷却元件和所述导引线腔被布置在所述柔性热传递元件内部，使得当膨胀时，所述冷却元件大体上居中地位于所述气囊内，以及所述导引线腔平行于所述冷却元件且从所述冷却元件径向偏移。

优选地，所述冷却元件被布置在所述气囊内，以使得在使用中，所述气囊的内表面被所述气囊的圆周周围的所述冷却元件大体上均匀地冷却。

优选地，所述细长的冷却元件沿着纵向轴线在平行于所述气囊的中心轴线的方向上延伸。

优选地，所述气囊的中心轴线从所述细长的冷却元件的纵向轴线径向偏移0.1至0.5mm，更优选地0.2至0.4mm。

优选地，所述冷却元件被布置在所述柔性热传递元件内部，使得当在垂直于所述冷却元件的纵向轴线的平面中观察时，所述冷却元件被大体上设置在所述气囊的中心内。

优选地，所述柔性热传递构件被配置为当在垂直于所述冷却元件的纵向轴线的平面中观察时各向异性地膨胀，以便形成所述气囊。

优选地，所述柔性热传递元件被配置为膨胀成一个具有不对称的第一端部和第二端部的大体上圆柱形的气囊。

优选地，所述管道被布置成供应膨胀流体，所述导引线腔和所述细长的冷却元件被设置在一个轴内，其中所述柔性热传递元件在所述第一端部处粘附到所述轴，且其中所述柔性热传递元件在所述第二端部处粘附到所述导引线腔。

优选地，所述冷却元件包括设置在第二管内的第一管，其中所述第一管大体上平行于所述第二管；并且所述第二管被配置为从所述第一管接收用于冷却所述冷却元件的冷却剂的流动。

优选地，在使用中，操作所述第一管和所述第二管，使得所述第二管的压力低于所述第一管。

优选地，所述冷却元件包括一个细长的冷却室，所述细长的冷却室被配置为从所述第一管接收冷却剂且将所述冷却剂提供到所述第二管。

优选地，所述细长的冷却室与所述第二管的一个端部共线地布置。

优选地，所述冷却元件还包括一个约束管，所述约束管被配置为将冷却剂从所述第一管传送到所述冷却室，其中所述约束管具有比所述第一管更窄的内径。

优选地，所述约束管和冷却室被配置为使得当冷却剂作为液体沿着所述第一管传送时，至少一些冷却剂在所述约束管中和/或在所述冷却室中经历相变，且作为气体通过所述第二管返回。

优选地，所述气囊是大体上圆柱形的。

优选地，在血管中使用时，膨胀的柔性热传递元件阻塞血管的壁与膨胀的柔性热传递元件之间的流体流动。

优选地，所述管道还被配置为提供所述柔性热传递元件的膨胀流体的返回流动。

优选地，所述管道包括：第三管，用于提供所述柔性热传递元件的膨胀流体的供应流动；以及第四管，用于提供所述柔性热传递元件的膨胀流体的返回流动。

优选地，所述冷却元件未被附接到所述导引线腔的端部，且其中所述冷却元件被配置为使得，当在使用中时，冷却剂的流动引起所述冷却元件振动。

优选地，所述柔性热传递元件具有单壁外隔膜。

优选地，所述导管还包括一个加热器，用于加热所述柔性热传递元件的膨胀流体或凝固的膨胀流体。

优选地，所述管道、所述导引线腔和所述冷却元件从一个轴突出，其中，在所述轴内部，所述冷却元件具有外表面，当在垂直于所述冷却元件的纵向轴线的平面中观察时，所述外表面具有扁平圆形形状。

优选地，所述管道、所述导引线腔和所述冷却元件从一个轴突出，所述轴包括占据所述管道、所述导引线腔和所述冷却元件之间的区域的实心主体。

附图说明

现在将参考附图讨论本发明的实施方案，在附图中：

图1是根据一个实施方案的导管的冷却元件的横截面的示意性例示；

图2是根据一个实施方案的导管的冷却元件的示意性例示；

图3是根据一个实施方案的导管的冷却元件的横截面的示意性例示；

图4是根据一个实施方案的导管的远端的示意性例示；

图5是根据一个实施方案的导管的远端的横截面的示意性例示；

图6是根据一个实施方案的用于操作导管的系统的例示。

具体实施方式

在已知的气囊导管中，特别是在wo'414的气囊导管中，存在动机将导引线腔(gwl)居中地定位在轴和气囊内，以易于将导管插入到身体内且简化制造过程。由于gwl被居中地布置在气囊内，所以冷却元件必须偏离中心设置，如在垂直于冷却元件的纵向轴线的平面中观察的。由于当气囊膨胀时位于气囊内部的流体的热阻，气囊的表面中远离冷却管的区域将不会像更靠近冷却管的那些区域那样快速地或有效地冷却。因此，气囊的表面和任何周围组织将不均匀地冷却。

本发明的实施方案提供了一种新的且有利的气囊导管设计。该新的导管设计通过将冷却元件和gwl布置在柔性热传递元件内部来克服以上不均匀冷却问题，使得当膨胀时，冷却元件大体上居中地位于气囊内，且gwl平行于冷却元件且径向地偏离冷却元件。因此减少了横跨气囊的热传递的空间变化，从而实现改进的冷冻疗法。此外，可以保留wo'414中所公开的冷却元件的优点。该导管设计具有宽范围的应用，特别是在冠状血管疾病领域，冠状血管疾病可以包括斑块稳定。当然，可以根据应用调整导管的尺寸，从而导管原则上也适合于其他应用，包括心房颤动、肾去神经支配和肿瘤消融的治疗。

所述导管是一个气囊导管，且包括支撑在一个公共轴内部的多个腔，除了在气囊区域中以外，在所述气囊区域中所述多个腔替代地被设置在一个柔性热传递元件内。所述柔性热传递元件被配置为被膨胀以形成气囊。一个或多个腔被设置在所述轴内部，用于提供膨胀流体到所述气囊的供应和返回，以及一个冷却元件，用于冷却膨胀流体。所述冷却元件从所述轴延伸且优选地不被支撑在所述气囊内，但是实施方案还包括所述冷却元件被附接到gwl。

所述冷却元件是细长的且通常是大体上圆柱形的，包括管状壁。所述冷却元件还优选地包括用于提供冷却剂的供应路径和返回路径的第一管和第二管，其中所述第一管(其在本文中也称为供应腔)被设置在较大的第二管(其在此也称为作为返回腔)内。所述第一管和所述第二管各自都是细长的且沿着大体上彼此平行的轴线延伸。所述返回腔的远侧尖端可以是关闭的，而所述供应腔的远侧尖端可以是开放的且未到达所述返回腔的端部，使得冷却剂可以在第一方向上从所述供应腔流动到所述返回腔内，然后在与所述第一方向相反的第二方向上沿着所述返回腔流动回来。当冷却剂从所述供应腔流动到所述返回腔时，它移动到体积增大的区域，从而压力降低。这引起冷却剂的相变，其中至少一些冷却剂将蒸发，从而引起所述冷却元件的温度降低。

提供用于使气囊膨胀的流体的供应流动和返回流动的一个或多个腔优选地与用来供应冷却剂的腔完全分立。所述气囊的膨胀和所述冷却元件的冷却优选地通过分立的机构来执行，且这些操作可以被彼此独立地控制和操作。

所述导管还可以含有用于加热所述气囊内的膨胀流体的装置。例如，如果膨胀流体在治疗期间冻结且必须快速解冻膨胀流体，则可以使用此装置。假如需要从动脉迅速地移除所述导管(例如在紧急情况下)，诱导这样的快速解冻的能力是特别有益的。可以通过任何类型的加热器(例如小型电加热器，诸如电阻器)提供热，所述加热器被定位在所述气囊内但是在所述冷却元件外部，且通过沿着导管轴延伸的电线由电流供应。加热器元件可以由印刷在所述冷却元件的外表面上的薄膜电阻器、定位在所述气囊内部的分立电阻器或通过膨胀流体本身形成。在膨胀流体形成加热器元件的情况下，电线将向所述气囊的近端和远端处的电极供电且在那里终止、与膨胀流体接触，以使得可以通过所述气囊内部的膨胀流体传递ac电流或dc电流，从而引起它升温。

在使用中，将所述导管插入到身体内，使得气囊区域紧挨着血管中待被冷却的组织区域而定位。例如，如果所述导管代替地被用于通过冷冻疗法进行斑块稳定，则可以将气囊区域紧挨着斑块定位。通过液体使所述导管的气囊膨胀，并且所述气囊的外表面与组织热接触。冷却剂被供应到所述冷却元件，且所述冷却元件的温度降低。所述气囊内的膨胀液体接触所述冷却元件的外表面，从而被冷却。重要的是，在膨胀之前从所述气囊移除所有气体，因为所述气囊中的气泡将对通过所述气囊的热传导具有影响。这典型地在将所述导管插入到身体内之前使用真空泵或注射器来执行。然而，可以替代地在体内执行它。

上文所描述的导管设计的一个有利方面是，所述冷却元件的冷却剂与用来使所述气囊膨胀的流体不同。由于所述冷却元件是封闭的，所以所述冷却元件可以安全地支持冷却剂的相变。由于冷却剂不与可膨胀的柔性热传递隔膜流体连通，所以它几乎不可能从所述导管泄漏到血管内，因此可以避免对具有双层气囊的要求。与具有多个隔膜的气囊相比，单层气囊明显更易于操纵且更流线型。此外，所述导管设计比采用双气囊系统的已知设计更简单，这降低了成本和制造复杂性。

冷却剂供应腔在冷却剂返回腔内部的布置允许所述冷却元件维持小的横截面面积。这与需要仅一个冷却元件的事实相结合，使得所述导管(特别是所述轴)能够维持小直径。这使得它特别适合于小直径动脉中的应用，诸如在冠状动脉或较小的外周脉管系统中，其中已知的导管设计难以插入和/或操纵。

优选的冷却元件设计的另一个益处是，由于相变引起的冷却发生在可以根据需要控制的明确限定的位置中。这提高了导管系统的效率，因为递送冷却剂的腔不需要在冷却剂和周围环境之间具有高隔热水平。此外，供应腔和返回腔的平行布置意味着液体冷却剂通过从所述导管的远侧尖端返回的冷的气态冷却剂保持冷却。这有助于防止液体冷却剂在它流动到所述导管位于身体内(因此在37℃)的那部分内时沸腾。

所述冷却元件和所述导引线腔被布置在所述柔性热传递元件内部使得当膨胀时，所述冷却元件大体上居中地位于所述气囊内，以及所述导引线腔平行于所述冷却元件且从所述冷却元件径向偏移。所述气囊的中心轴线通常将在所述冷却元件的纵向轴线的方向上延伸穿过所述细长的冷却元件。在所述气囊是细长的(例如，大体上圆柱形的)实施方案中，所述气囊的中心轴线也是所述气囊的主轴线。

所述冷却元件的纵向轴线通常与所述气囊的中心轴线不完全相同。有利的是，布置所述冷却元件，使得所述冷却元件和所述气囊的表面之间的热阻在所有径向方向(即，垂直于所述冷却元件的纵向轴线的所有方向)上是均匀的。为了补偿gwl(以及可以设置在所述气囊内部的任何其他腔)的存在，这可能意味着冷却管未被精确地定中心在所述气囊内部。因此，所述冷却元件仅“大体上居中地”位于所述气囊内。在一些实施方案中，所述冷却元件的纵向轴线可以从所述气囊的中心轴线向远侧偏移所述气囊的半径的0至33％，更典型地0至20％。例如，对于具有1mm直径的冷却元件的圆柱形3mm直径的气囊，所述冷却元件的中心可以从所述气囊的中心偏离高达0.5mm，如在垂直于所述冷却元件的纵向轴线的平面中观察的。在使用期间，所述冷却元件在所述气囊内的精确位置可以略微变化，因为所述冷却元件可以在所述气囊内部自由振动。然而，所述冷却元件相对于所述gwl的布置应保持相同。

在下文提供的详细描述中阐述了实施方案的另一些优点。

图1示出了根据一个实施方案的导管的冷却元件105的设计的横截面。在图1的左手边上示出了冷却剂的管状供应腔102和管状返回腔101。供应腔102以大体上同轴配置定位在返回腔101内部。供应腔102的端部被连接到约束管103且与约束管103流体连通。约束管103具有比供应腔102更窄的直径。返回腔101相对于连接到供应腔102的那个端部的另一端部终止于冷却元件105的圆柱形冷却室104内。在本实施方案中，冷却室104具有比返回腔101略微更大的直径，且在返回腔101的外部之上延伸。

在使用中，加压冷却剂流被输入到供应腔102。该冷却剂可以是液体，或者可以是液体和气体的混合形式的冷却剂。位于供应腔102的端部处的约束管103确保了在供应腔102内存在很少的压力下降，从而供应腔102中大多数或全部的加压液体冷却剂保持处于液相。沿着约束管103的长度，压力从与供应腔102的连接部处的最大值下降到约束管103到冷却室104内的出口处的较低压力。当液体冷却剂流动到约束管103内时，由约束引起的压力下降意味着在那个点处，在液体周围的温度处,液体的压力下降到其蒸气压力以下。这引起至少一些液体冷却剂蒸发且经历到气体的相变。从约束管103流动到冷却室104内的液体冷却剂还将膨胀，且可以在冷却室104和/或返回腔101内蒸发。冷却剂的膨胀以及冷却剂的相变对冷却室104的壁具有冷却作用。然后，冷却剂以液体形式和/或气态形式从冷却室104流动通过返回腔101。返回腔101从而冷却室104内的压力优选地通过真空泵被减小。真空泵(稍后被更详细地描述)在返回腔101相对于连接到冷却元件105的那个端部的另一端部上操作。该压力的减小既增大了由于冷却剂的膨胀和相变所造成的冷却作用，又确保了冷却室104内的冷却剂流动到返回腔101内。

图2示出了图1的冷却元件105的立体图。冷却室104具有比返回腔101略微更大的直径。由于更多的冷却剂将在冷却室104中经历相变，所以实现了更大的冷却效果。此外，冷却室104的外径具有更大的表面积，因此在冷却膨胀流体方面更有效。

优选地，该冷却元件的腔由适度坚固的材料制成，以使得它们能够承受加压冷却剂的压力。在一些实施方案中，这些腔也具有一定程度的柔性，使得该导管可以变形以匹配动脉的轮廓。

供应腔102、返回腔101和约束管103可以由尼龙、三层管材、聚酰亚胺、pebax^tm(诸如，pebax55d)或其他合适的材料制成。供应腔102和返回腔101也可以是金属或聚合物编织的，从而添加额外的强度性能和柔性性能。约束管103和供应腔102可以同时制成，以使得它们彼此成整体，或它们可以被构造为分立的部件，之后被粘合在一起。此外，冷却室104可以完全地或部分地由铜制成，以使得冷却室104具有良好的导热性性能。替代地，整个冷却元件105可以由聚酰亚胺制成，由于此材料是坚固的，所以使得壁能够制造得极其薄。在整个冷却元件105中使用相同的材料还改进了所述冷却元件的制造容易度。

优选地，冷却剂是n2o，且以大体上所有冷却剂处于液相进入约束管103。冷却剂可以以一些n2o处于液相且一些n2o处于气相离开约束管103。优选地，大多数n2o处于液相。

图3中示出的实施方案与图1中示出的实施方案的不同之处在于，冷却元件302的冷却室301与返回腔101具有相同的内径和外径。冷却室301在相对于连接到返回腔101的那个端部的另一端部处仍被封闭，即被堵塞。返回腔101、供应腔102以及约束管103的尺度和材料可以与上文参考图1和图2所描述的实施方案相同。冷却室301从约束管103的端部到冷却室301的封闭端部的长度优选地是1mm到15mm。有利地，冷却室301比图1和图2中所示出的冷却室更窄。

然而，约束管103和不同的冷却室104的存在是可选的。在替代实施方案中，液体冷却剂可以从供应腔102通过供应腔102的远侧尖端(即，端部)或者通过供应腔102的壁中沿着其长度分布的一个或多个孔而直接地流动到返回腔101内。在此情况下，一些冷却剂可以在移动以进入返回腔101时经历相变，该返回腔101具有比供应腔102更低的压力。此更低的压力可以通过确保返回腔101的环形内部体积大于供应腔102的内部体积和/或通过使用真空泵来实现。

图4是根据一个实施方案的导管10的立体图。导管10包括中空管状轴2，该中空管状轴2沿着该导管的长度延伸，且包封除了在气囊区域1内设置的腔之外的腔，在该气囊区域1中设置可膨胀柔性热传递构件16。轴2由聚醚嵌段酰胺如编织的或未编织的pebax^tm(诸如pebax55d)制成，且使用挤出或热回流工艺形成。

轴2的内部包括管道18、细长的圆柱形的冷却元件11和圆柱形的导引线腔(gwl)17。冷却元件11可以类似于图1至图3中所描述的实施方案中的任何一个，且包括设置在返回腔101内部的供应腔102。

该冷却元件被设置在隔膜16形式的可膨胀热传递元件内，隔膜16配置为被膨胀到气囊70内。该冷却元件沿着气囊16的纵向轴线以直线延伸，直到它终止于气囊的远端附近，优选地沿气囊区域1的远侧半部大约在中途。冷却元件11被居中地布置，且柔性热传递构件16被成形为使得当气囊70膨胀时，横跨气囊70施加大体上均匀的冷却分布。特别地，冷却元件11和导引线腔(gwl)被布置成使得气囊70的外部(即，可膨胀热传递隔膜16的表面)被迅速且均匀地冷却。这稍后会结合图5更详细地讨论。

gwl17被配置为在使用时穿线于手术植入的导引线15(在图5中示出)之上，用于将导管10定位在患者内部。gwl17从导管10的远侧尖端处的导引线进入孔延伸到设置在轴2上的导引线离开孔(如对于快速交换导管是标准的)。替代地，可以使用“在线之上(overthewire)”配置。gwl17是中空管且由三层或类似材料制成。

可膨胀热传递隔膜16在其近端上粘附到轴2的远侧尖端，且在其远端上粘附到gwl17。这两个端部之间的中心区域被配置为被膨胀成大体上细长的且大体上圆柱形的气囊70。尽管图4的示意性例示示出隔膜16以恒定的锐角从气囊区域1的近端处的轴2向上朝向圆柱形区域延伸(且在远端处，从此区域朝向gwl17返回)，但是应理解，该轮廓通常是锥形的，其中该形状主要由柔性热传递隔膜16的弹性和形状决定，而不是由任何内部支撑构件决定。隔膜16从气囊区域1的近端处的轴2延伸且之后邻接到气囊区域1的远端处的gwl17上的角度关于冷却元件11的纵向轴线60(和气囊的中心轴线50)变化。这确保了冷却元件11被居中地定位在气囊70内，如在图4是明显的。这意味着，尽管气囊70的中心区域是大体上均匀的和圆柱形的，但锥形端不区域是不对称的。

实施方案还包括膨胀的气囊，替代地大体上是球形的。然而，可以引入一定程度的不对称性，以实现冷却元件在气囊内部的居中定位。管道18(在此称为膨胀腔)被设置用于供应膨胀流体，以使柔性热传递隔膜16膨胀，从而形成膨胀的气囊70。膨胀腔18沿着轴2的内部延伸，且在此实施方案中，从轴2突出到气囊区域1内。然而，替代地，该膨胀腔可以终止于轴2的端部处。在一些实施方案中，可以设置多个所述膨胀腔，以允许更快的膨胀或以减小轴4的总横截面面积，因为在一些情况下，两个或更多个小的膨胀腔可以比一个大的膨胀腔物理地更容易容纳在轴2内部。

轴2且特别是设置在轴2内部的腔之间的空间可以充当返回路径，该返回路径用于提供膨胀流体从气囊70向后沿着轴12、在与膨胀腔18内的膨胀流体的流动相反的方向上的流动。这使得能够节省轴2内部的空间，因为不必提供单独的放气管。替代地，膨胀流体的流动方向可以逆转，使得管道18表现为放气腔，而轴2表现为膨胀腔。此外，轴2和/或膨胀腔18在一些情况下可以起膨胀腔和放气腔的作用，在此情况下，压力在轴2和/或膨胀腔18的一个端部处简单地逆转。

可期望的是，提供一种具有小直径的轴2，以便允许导管更容易地适配穿过小血管。在一个实施方案中，这可以使用称为“回流”的工艺来实现，其中轴2的外壁围绕轴2的内腔(包括膨胀腔18、gwl、冷却元件11以及可选地一个分立的放气腔)被挤压，以便形成完全填充内腔和外表面之间的空间的实心主体，从而将内腔接合在一起。此复合构造允许回流轴的壁厚度的减小超过以围绕内腔的分立管的形式设置轴时回流轴的壁厚度。通常，此减小等于轴5的外管的厚度，该厚度可以在0.1-0.3mm之间。

在一个替代实施方案中，轴2的总直径可以通过设置这样的冷却元件11来减少：如在垂直于冷却元件11的纵向轴线的平面中所观察到的，该冷却元件11横跨轴2具有扁平圆形(诸如，卵形或椭圆形)形式的外表面。在此情况下，沿着轴2的内部延伸的其余的腔可以围绕冷却元件11的较小外径布置。这使得具有比原本可能的直径更小的直径的管的形式的轴能够被用来紧密地包围内腔。冷却元件11的返回腔101可以被形成为沿着其长度(包括从轴2突出的部分)维持其扁平圆形形状截面。替代地，返回腔101可以由顺应性材料形成，该顺应性材料在轴2内部变形，以便在轴内部形成扁平圆形，同时维持轴2外部的圆形横截面。

在一个实施方案中，冷却元件11在气囊区域1内部附接到gwl17。然而，在一个优选实施方案中，冷却元件11在气囊区域1内部未附接到gwl17，因此冷却室自由振动，即相对于gwl17的纵向轴线横向移动。

返回腔的封闭远端通常可以从供应腔的开放远端延伸大致附加的2.0至3.0mm。此区域可以被认为是冷却室104。

对于可以包括治疗人或动物上的斑块稳定和心房颤动的某些应用，以下尺度可能是期望的：

冷却元件11

-外径＝0.35至1.0mm

-外壁厚度＝0.019至0.05mm

-长度＝15至30mm

返回腔101

-外径＝0.35至1.0mm

-外壁厚度＝0.019至0.05mm

-长度＝1000至1750mm

供应腔102

-外径＝0.12至0.4mm

-外壁厚度＝0.014至0.05mm

-长度＝1000至1750mm

约束管103

-外径＝0.0762至0.140mm

-外壁厚度＝0.019至0.0254mm

-长度＝5至50.8mm

膨胀腔18

-外径＝0.254至0.406mm

-外壁厚度＝0.0191至0.0508mm

-长度＝1000至1750mm

gwl17

-外径＝0.40至1.0mm

-内径＝0.35至0.95mm

-长度＝650mm

轴2

-直径＝1.35至3.3mm

实施方案还包括其他尺度，特别是如通过引用纳入本文的wo’414中所提供的尺度，且以上尺度可以按比例放大或缩小，以使得导管可以与任何尺寸的血管一起使用。

冷却元件被气囊70包围。也就是说，在使用中，冷却元件11在气囊70的膨胀流体内，且不存在布置在膨胀流体和冷却元件11之间的气囊70的隔膜。

气囊70通常是15mm至30mm长，且当放气时，气囊70优选地大体上与轴2的外表面齐平，以使得导管的外径不会由于放气的气囊而增加。例如，导管的外径可以大体上是4fr(即1.333mm)。当膨胀时，气囊70的外径可以是2.5mm至4mm。然而，在心房颤动的治疗中可能需要较大的气囊70，具有大致24mm(例如+/-10％)的直径。可以根据应用且特别是根据气囊被配置为膨胀的尺寸，对导管部件(诸如，腔)的尺度进行调整。例如，可能期望较大的腔，以更快地使大气囊膨胀和放气，或施加增加的冷却效果。

气囊70可以由多种材料制成，且期望地是顺应性的或半顺应性的，从而确保与靶区域的良好配合，以实现有效的热交换和组织周围更均匀的温度分布。气囊70也可以是非顺应性的，如果这适合于期望的应用。气囊设计和构造可以是气囊血管成形术领域中已知的。然而，由于实施方案中所使用的膨胀压力显著低于血管成形术中所使用的膨胀压力，所以不需要气囊与用于血管成形术的那些气囊一样坚固且具有与用于血管成形术的那些气囊一样厚的隔膜。这是因为不需要气囊使血管放大。在实施方案中，气囊仅需要与血管形成良好的热接触，因此气囊优选地用比用于血管成形术的气囊更薄的隔膜制成。所述气囊可以由多种材料制成，诸如，硅酮或聚氨酯(用于顺应性气囊)以及尼龙或聚酯(用于非顺应性气囊)。壁厚度也将根据所要获得的性能而变化，且通常在5到100微米的范围内。气囊还可以具有大体上平滑的外表面，以使得优化来自血管内表面上的组织的热传递。可以优化气囊材料和厚度，以使通过气囊壁的热损失最小化。

气囊70还可以由隔膜16形成，该隔膜16被成形、被拉伸或以其他方式被配置为使得当在垂直于冷却元件的纵向轴线的平面中观察时，气囊70各向异性地(即，不对称地)膨胀。换句话说，气囊70可以从该气囊70所固定到的gwl17径向膨胀不同量，以便确保冷却元件11在气囊70内大体上居中定位。图4中示出了一个这样的实施例，其中气囊70在gwl17和气囊70的上表面e之间延伸的区域a大于在gwl17和气囊70的下表面f之间延伸的区域b。在图4和图5的实施方案中，范围a径向延伸2.3mm，而距离b径向延伸0.2mm，如从图5中的标尺是明显的。

在使用中，膨胀流体被供应到膨胀腔18，以使气囊70膨胀。然后冷却元件11通过冷却剂的膨胀和/或蒸发来冷却，如以上实施方案中所描述的。冷却剂(可以是液体和/或气体)从供应腔102到返回腔101(可能经由约束腔和冷却腔，如果设置的话)的流动引起冷却元件的远端(如果冷却元件未被固定到gwl17)振动。有利地，冷却元件105的此振动移动增加膨胀流体的搅动，从而增加冷却室104之上和周围的流动，进而既增加膨胀流体的冷却速率，又增加膨胀流体的温度均匀性。膨胀流体与气囊70的内表面接触，从而在膨胀流体被冷却时，气囊70被冷却。因此，由于通过冷却元件使膨胀流体冷却，所以气囊70的外表面被冷却。当操作人员确定导管已经施加了足够的冷却时，使用放气腔使气囊70放气，然后可以移除导管。

所述导管替代地可以用固定到gwl17的冷却元件11实现。然而，这将有助于维持冷却元件相对于气囊的相对位置。如果冷却元件未被固定到gwl，则可以减小气囊的振动，但是优选地不完全防止该振动。

优选地，所述膨胀流体具有固定的体积。这限制了由于所述膨胀流体从所述导管的任何泄漏所引起的任何损坏。还可以通过如下方式检测膨胀流体的任何泄漏：通过在使所述气囊膨胀时监控膨胀流体的压力，或者通过确定一个程序之后的膨胀流体的量是否与该程序开始时的膨胀流体的量相同。

所述膨胀流体优选地是液体，使得即使存在来自导管的泄漏，该泄漏是液体而非气体。所述膨胀流体可以是包括氯化钠的溶液(诸如，生理盐水，其中氯化钠浓度为大约0.9％)或具有更高氯化钠浓度的溶液(优选地，氯化钠浓度为25％)。所述膨胀流体优选地是水基的，且可以包括多种添加剂以降低凝固点。添加剂可以包括氯化钠、氯化钙、氨水、乙醇、丙二醇、乙二醇、丙酮和丁酮中的一种或多种。还可以使用其他添加剂，包括造影剂。所述膨胀流体还优选地是无菌的。为了确保所述膨胀流体是无菌的，所述膨胀流体可以是从分立的容器(诸如，连接到所述导管的预封装袋或注射器)提供的。

用于将膨胀流体供应到膨胀腔18内的同一仪器可以使其操作逆转，使得它还能够通过移除所述膨胀流体使气囊70放气。例如，通过操作者在注射器的活塞上按压可以将所述膨胀流体注射到腔18内。通过操作者撤回该活塞，同一注射器还可以用来移除所述膨胀流体。有利地，这样的布置允许操作者通过核查在撤回活塞之后膨胀回路中夹带的空气泡或血液来很容易地确定是否已经从导管泄漏任何膨胀流体。

图5是穿过x-x'平面所取得的图4的导管的横截面视图。示意性地例示了冷却元件11和gwl17相对于气囊70的中心(即，“纵向”或“主要”)轴线50的布置。如先前所描述的，冷却元件11包括同轴地布置在返回腔101内的供应腔102。冷却元件11沿着其纵向轴线60在平行于气囊70的中心轴线50的方向上延伸。纵向轴线60在径向方向上(垂直于轴线50和60)从中心轴线50移位一距离d。冷却元件11仍然大体上居中地布置在气囊70内，然而，其中气囊70的中心轴线50延伸穿过冷却元件11。在此情况下，中心轴线50延伸穿过供应腔101和返回腔102之间的环形区域。在其他实施方案中，气囊70的中心轴线50可以延伸穿过供应腔101。纵向轴线60通常从中心轴线50径向偏移小于0.5mm，更通常地在0.1至0.4mm之间。

气囊70的中心轴线50与冷却元件11的纵向轴线60之间的间隔距离d被选择使得，当冷却元件11冷却周围的膨胀流体时，gwl17相对于膨胀流体增加的热阻被补偿，使得气囊70的表面被均匀地冷却(包括相对的边缘e和f)。

gwl17相对于气囊70大体上偏离中心地设置，使得中心轴线50不延伸穿过gwl。gwl17的外部通常从中心轴线50径向偏移至少0.5mm，更优选0.5至1.8mm。

图5中也示出了标尺，以例示根据一个实施方案的可能布置的一个实施例。该标尺从气囊70的相对的边缘e和f延伸。在此实施方案中，3mm直径的膨胀气囊70包围冷却元件11，该冷却元件具有设置在1.0mm直径的返回腔101内部的0.4mm直径的供应腔102。还设置了0.5mm直径的gwl17。如所示出的，返回腔101从边缘e延伸1.3mm至2.3mm，且使其纵向轴线60与气囊70的边缘相距一距离1.8mm。气囊具有1.5mm的半径，因此，在此情况下，气囊70的中心轴线50与冷却元件11的纵向轴线60之间的距离d是0.3mm。在其他实施方案中，此间隔可以在0.1至0.5mm之间，更优选地0.2至0.4mm。

如在图5观察的，gwl17从边缘e延伸大约2.3mm至2.8mm，使得它与冷却元件11的外部接触。膨胀流体围绕冷却元件11和gwl17的外部，填充气囊70内部示出的剩余体积，包括在gwl17的外部与气囊70之间的2.8mm至3.0mm的区域中。在替代实施方案中，gwl17可以至少部分地与形成气囊70的表面的柔性热传递隔膜16接触，然而，优选地gwl17不附接到隔膜16。

图6是使用根据本文中所描述的实施方案的导管来冷却血管的靶部分的示例性系统的例示。将理解，一些具体描述的部件对于操作所述系统而言可能不是必要的，而是仅仅为了上下文而描述。合适的部件、功能类似的部件或等同的部件可以互换使用。

所述系统包括：

-冷却剂缸1001

-压力调节器1002

-三向连接器1004

-真空泵1005

-膨胀设备1003

-导管轴1006

尽管图6中未示出，但是所述系统还包括一个根据本文中所描述的任何实施方案的导管端部。

冷却剂缸1001具有汲取管和龙头阀，用于控制冷却剂的供应。柔性高压力软管将该冷却剂缸连接到压力调节器1002。来自该压力调节器的注射管连接到三向连接器1004。也被连接到该三向连接器的是，连接到膨胀设备1003的膨胀管和连接到真空泵1005的真空管。该三向连接器维持该注射管、该真空管和该膨胀管彼此分立。该三向连接器还连接到导管轴1006，从而支持该导管和冷却剂供应部、真空泵以及膨胀设备之间的流体和/或气体连通。

该系统还可以包括热交换器(在图6中未示出)，以在液体冷却剂进入该导管之前使其冷却。这将防止在冷却剂进入患者身体的温暖环境时冷却剂的沸腾。通过使用制冷回路或珀耳帖(peltier)冷却器可以将热从液体冷却剂移除。

所述系统还可以包括计算机，使得所述系统可以是软件控制的，所述计算机具有一个或多个控制装置和/或用户界面(诸如，图形用户界面)。所述系统也可进一步包括基于从一个或多个传感器所接收的信号进行温度和/或压力监控的组件。

膨胀设备1003通过在按压活塞时引起膨胀流体流动到导管轴1006内来操作。所述膨胀设备也是放气设备，因为当撤回该活塞时，膨胀流体从所述导管流动回到所述设备内。所述膨胀设备替代地可以是电动泵。

真空泵1005(所述真空泵1005可以是电动真空泵)在冷却剂的返回腔上操作。真空泵1005有利地降低返回腔和/或冷却元件的冷却室内的压力，从而使冷却剂发生相变的量增加。真空泵1005还确保供应腔和冷却室(在设置的情况下)内的冷却剂流动到返回腔内。

将真空泵1005应用到返回腔的另一优点是，返回腔内的压力相对低且小于身体内的典型的血液压力。在使用时，万一返回腔泄漏，这将导致血液流动到返回腔内而非冷却剂流出。真空泵1005从而提高了所述导管的安全性。

所述系统还可以包括与膨胀设备1003分立的放气设备，所述放气设备通过连接到所述三向连接器的附加的分立连接器与导管轴1006流体连通。所述放气设备可以是真空泵，诸如电动真空泵。

影响所述导管的操作的变量是膨胀的气囊的压力和所述气囊的外表面的温度。这两个变量通过图6的系统如何操作可控。所述气囊的压力通过膨胀设备1003控制膨胀流体的量和压力是可控的。所述气囊的外表面的温度取决于冷却元件的温度和冷却元件已经使膨胀流体冷却多长时间。冷却元件的温度通过控制流动到所述导管内的冷却剂的压力和量可控。通过系统操作者何时启动和停止冷却剂到所述导管内的流动而很容易地控制膨胀流体被冷却元件冷却的时间长度。

优选地，所述气囊的压力被维持低于5atm(507kpa)，典型地在3.5atm(355kpa)到4.5atm(456kpa)之间，但是可以低至3atm(304kpa)或1atm(101kpa)。可能期望的是，气囊压力尽可能低，以进行有效的治疗，从而减轻血管中发生导致再狭窄或堵塞的反应的风险。对于施加高压力冷冻疗法的短期反应还通常为平滑肌细胞增殖，这是潜在的危险。优选地将组织界面温度维持在期望的范围内，以从斑块和血管移除热而不显著消融细胞。注意到，贯穿本文件，所有压力作为表压力(gaugepressure)给出，换言之，在大气压力之上。

气囊的外表面的温度被维持在给定应用的适当范围内。例如，对于冷冻疗法，温度优选地被维持在+15℃(288k)至-35℃(238k)之间，且更优选地在0至-30℃(273k至243k)之间。对于心房颤动(以及需要组织消融的其他应用)，所述温度会低得多，例如在-50℃至-90℃(223k至183k)之间，尽管典型地是大约-80℃(193k)。

根据标准作法，确切温度将取决于治疗应用。根据气囊的类型和热负载，在内部气囊温度和外部气囊温度之间可能存在大约10℃到40℃的温度差，且当控制所述系统时，这可以被补偿。

优选地，传感器被设置在导管端部内、导管端部上或导管端部附近，诸如在气囊上或恰好在气囊内部，以监控从而控制反馈控制系统内的温度和压力。例如，一个热电偶可以被固定到gwl或冷却剂返回管，以测量气囊内部的温度。一个或多个另外的热电偶可以被附接到气囊的内表面或外表面，以测量气囊组织界面温度。此外，一个压力传感器可以被放置在气囊内部，以准确地监控从而控制所述气囊内的压力。所述压力传感器可以是不流动的开放液压管，或可以被定位在膨胀器附近的膨胀回路上，使得在所述导管外部测量所述管内部的流体压力。所述压力传感器还可以是压电换能器、光纤换能器或其他类型的传感器。压力传感器和流量计还可以被定位在冷却剂回路内，以测量所述冷却剂的压力和流量。

温度信号和压力信号这二者都可以被用来控制制冷剂流动，使得气囊压力和/或表面温度保持在期望的范围内。所述压力换能器还可以被用来通过感测异常压力来检测所述导管内的任何泄漏。所述温度传感器还可以被用来通过所述气囊来检测血管阻塞。

如早前所描述的，所述导管还可以包括用于加热气囊内的膨胀流体或凝固的膨胀流体的装置。有利地，如果需要的话，这允许使冻结的膨胀流体快速地融解。

为了支持所述传感器、用于加热的装置以及所述导管的远端处的任何其他设备，所述系统还可以包括到一个或多个电源、数据界面或其他信号处理单元的连接器，被配置成提供电力供应、控制信号以及将传感器信号转换成数据。电线可以与腔一起容纳在导管轴内或沿着所述导管轴的外部。

优选地，膨胀流体的体积是固定的且小的。这使由任何泄露引起的损坏最小化。可以自动地控制和执行膨胀流体的注射以使气囊膨胀，例如，通过操作者按压按钮。替代地，可以手动地注射膨胀流体。

根据已知技术，所述导管的一个或多个部分可以是不透射线的和/或包括不透射线的标记物。这辅助了所述导管的操作者。

所述冷却元件的典型特征在于供应腔设置在返回腔内部。所述供应腔可以被居中地定位在所述返回腔内，但这不是必要的。所述供应腔可以替代地沿着所述返回腔的一侧安置或决不被固定到所述返回腔，以使得它在所述返回腔内的位置可以改变。

本发明的另一些实施方案包括细长的冷却元件也是导引线腔的那些实施方案。例如，所述冷却元件自身可以被配置为接收一个导引线，使得不需要分立的导引线腔。在所述冷却元件包括设置在供应腔内部的返回腔的实施方案中，所述供应腔或所述返回腔可以被布置成接收一个导引线。这提供了简化设计的优点，从而使得能够减小轴的总尺寸，以及提供更多结构支持。

另一些实施方案包括对如上文所描述的实施方案做出的许多改型和变化。特别地，在图中设置的所有尺度是近似的，且实施方案包括具有不同尺度的导管设计。此外，尺度也可以根据正被治疗的人和动物的尺寸而变化。贯穿本文件，多种特征被描述为腔和管。这些术语可以被互换地使用，且所述特征还可以被称为管道。

在上文所描述的实施方案中，所述冷却元件优选地是大体上直的且与轴的邻接端部共线。所述冷却元件可以是刚性且非柔性的。然而，所述冷却元件优选地是柔性的，以使得它可以弯曲，因为如果气囊被定位在动脉的曲线区段中，则这是适当的。

在上文所描述的所述系统的操作中，提供了操作温度和操作压力。然而，实施方案决不限制于这些操作温度和操作压力。此外，所述操作温度和操作压力可以根据应用而变化。特别地，实施方案包括根据wo2012/140439a1(其全部内容通过引用的方式纳入本文)中的公开内容操作的导管以及支持所述导管的系统。

与用于血管成形术的气囊相比，根据实施方案的气囊可以具有更薄的隔膜。然而，实施方案还包括使用具有与血管成形术中所使用的气囊相同厚度的气囊，使得如果在冷却管内发生泄漏，则所述气囊有利地充当二次屏障。

通过考虑本说明书和实践本文中所公开的实施方案，本领域技术人员将明了本发明的其他实施方案。本说明书和实施例意在仅被认为是示例性的，本发明的真正范围和精神由所附的权利要求书指示。