CN107261301A - 一种球囊导管及其制备方法和医疗装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种球囊导管及其制备方法和医疗装置，球囊导管包括导管，该导管近端侧用于连接流体输送装置，远端侧设有与所述流体输送装置连通的球囊，所述球囊包括远端部分、近端部分以及位于远端部分和近端部分之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端部分和近端部分的最大直径。本发明球囊导管，可以用于治疗钙化性的主动脉瓣狭窄或先天性异常和/或受损的瓣叶，其锥形的远端结构能够更好地固定在左心室流出道，就其形状特点而言也更加符合主动脉瓣部位的生理构造。

Description

一种球囊导管及其制备方法和医疗装置

技术领域

本发明涉及介入手术器械领域，尤其涉及一种球囊导管。

背景技术

钙化性主动脉瓣狭窄是后天心脏瓣膜病的发病和死亡的常见原因。老年患者的发病率呈指数增长。随着时间的推移，瓣膜的纤维化和钙化会越发严重，限制其张合能力。继而阻碍血液流动，导致其他多种临床综合征，例如心力衰竭等。变形和狭窄的主动脉瓣膜病变的其他原因包括风湿性心脏病，以及先天性心脏病。风湿性心脏引发的瓣膜病变严重的话需要通过主动脉瓣置换术来治疗。

现有技术中，针对钙化性主动脉瓣狭窄的治疗可采用球囊导管，在使用过程中，收缩状态的球囊导管经静脉或动脉插入定位需要治疗的瓣膜部位，然后通过气体或液体充入球囊导管，使得球囊导管膨胀，撑开病变的瓣膜开口，使钙化的膜片扩张以及弯折，在一定程度上恢复其血流的单向通过。球囊扩张术，可使钙化的瓣膜能够恢复柔性弯折，将相邻膜片的黏连部分分离，完成扩张后球囊导管再从体内撤出。

现有技术中，球囊导管一般具有固定直径的预定形状，通过充入流体提高压力使其由压缩状态膨胀至预定形状，对瓣膜施加扩张的挤压力。

采用非弹性材料的球囊导管(主要指其可膨胀部位)，达到预定形状后，即使流体压力增加，球囊导管的直径变化也很小的，可以实现在较高压力下的有效治疗，但非弹性材料的球囊导管其预定形状有可能在制造或折叠压缩过程中发生变化，另外膨胀后准备回撤时，也难以恢复应有的紧凑程度，因此，撤回时需要较大的血管导管鞘，从而增加了创伤的风险，非弹性材料的球囊导管在较大外径部位与中心导管轴之间有锥形的过渡区，该过渡区具有较大的壁厚和硬度，其柔顺性较差，也增加了血管损伤的风险，使其难以通过迂曲的血管推进。

由于球囊导管使用时径向尺寸变化较大，因此也可以使用具有较高弹性的材料，如胶乳等，但仍具有显著的局限性。弹性材料的直径随着压力会不断的增加，其最大直径没有内在的限制，但超过其弹性极限可能导致球囊导管破裂伤及病人，直径变得太大，还可能导致撕裂瓣叶及相邻组织结构。

以主动脉瓣部位为例，球囊导管使用时远端伸入左心室，近端处在主动脉中，中部跨越主动脉瓣环，球囊导管大致为圆柱或椭球状，在心脏跳动以及血流的冲击下难以定位，有可能发生轴向错位，例如滑进并刺伤左心室。

此外，现有球囊导管膨胀后会封闭瓣膜部位，阻碍血液流动，造成低血压或相关并发症的风险。

现有球囊导管对主动脉瓣叶施加扩张后，瓣叶的开闭的灵活性仍有不足，尤其是针对严重纤维化和钙化的瓣膜，因为球囊导管的扩张直径受限于瓣环，难以满足在主动脉窦部位所需的扩张尺寸，若一味增加球囊导管直径反而会撕裂主动脉瓣环，因此对于瓣叶的扩张效果并不理想。

发明内容

本发明提供一种球囊导管，可以用于治疗钙化性的主动脉瓣狭窄或先天性异常和/或受损的瓣叶，其锥形的远端结构能够更好地固定在左心室流出道，就其形状特点而言也更加符合主动脉瓣部位的生理构造。

本发明球囊导管可以更加精确的控制形变以贴合主动脉瓣环，防止过度膨胀造成的瓣环损伤或撕裂。

本发明球囊导管还可以用在人体其他管状结构的狭窄，管状结构例如身体的任何血管，包括冠状动脉，外周动脉，静脉，食道，气管，肠血管，胆管，输尿管等。本发明球囊导管也可用于在病灶部位置换或植入的其它假体装置之前预先进行扩张，通过改变或更换更大或更小直径的球囊，用于人体的动脉，静脉，身体孔或其他中空器官中，并可实时测量形变程度，总体上优于现有的标准圆柱形瓣膜成形术球囊。

本发明一种球囊导管，包括导管，该导管近端侧用于连接流体输送装置，远端侧设有与所述流体输送装置连通的球囊，所述球囊包括远端部分、近端部分以及位于远端部分和近端部分之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端部分和近端部分的最大直径。

所述球囊具有弹性区和非弹性区，在球囊膨胀时，非弹性区先于弹性区膨胀至最大直径。所述腰部为弹性区，所述远端部分和近端部分为非弹性区。

本发明所述的弹性、非弹性是两者相对而言，并不严格要求其性能的绝对数值。例如随球囊内压力的增加非弹性区首先变形膨胀至其预定型的最大直径，而弹性区在继续增加压力时才会进一步扩张，即非弹性区首先膨胀至自身的最大直径状态，弹性区后膨胀至自身的最大直径状态。

可选的，所述远端部分在近端部分之前膨胀或与近端部分同时膨胀。利用材料的差异可以控制不同部位在流体压力下的膨胀顺序。

可选的，所述远端部分、近端部分以及腰部膨胀至自身最大直径的膨胀压力各不相同，或远端部分与近端部分的膨胀压力相同，而腰部的膨胀压力大于远端部分与近端部分的膨胀压力。

可选的，所述球囊在各部位膨胀至最大直径后，为两端大中间小的哑铃形。

以放置在主动脉瓣处为例，哑铃形在主动脉环的每侧上具有中心自定位并且邻近瓣环的腰部，近端部分与主动脉瓣的瓣叶接触，使得球囊的膨胀将瓣叶向外推靠主动脉窦，进一步使得瓣叶在近端部分的基部处或附近裂开或破裂，并且以比现有技术的标准圆柱形球囊提供的更大的径向向外延伸。位于左心室流出道(LVOT)中的远端部分有助于防止球囊在充气期间由于从跳动心脏产生的血压而向下游迁移。

腰部区域用于更准确地测量瓣环的直径，还用于测量瓣环的顺应性特征，从而帮助医生对患者瓣环结构更安全的执行瓣膜扩张程序。

椭圆形瓣环采用标准回声测量会有误差，使测量的直径的尺寸过小，本发明的弹性腰部能够很好的贴合瓣环，重新调整其形状，进而对直径更精确的测量。

近端部分和远端部分区域的尺寸设定成分别与瓣叶和LVOT完全接触，球囊最初膨胀穿过瓣环，近端部分和远端部分倾向于分配至瓣环的每一侧上，随着流体被进一步注射到球囊中，球囊内部压力增加，腰部的直径也进一步增加。当内部球囊压力达到约2atm时，绝大多数患者的瓣叶被近端向外推向主动脉窦。在约2atm的压力下，远端部分驻留在瓣环的上游的LVOT中。

进一步将流体注入到球囊，腰部进一步扩大并与瓣环接触，通过测量充流体装置可连续地监测注入到球囊中的流体体积，并通过位于球囊内的压力传感器监测球囊的内部压力，获得体积变化与压力增加速率之间的关系曲线。

可选的，所述球囊包括弹性材料的整体内层以及包裹在远端部分以及近端部分的部分外层，部分外层为非弹性材料。作为优选，在腰部设有防止腰部轴向延伸的支撑物。

可选的，所述球囊的内部还设有内球囊。内球囊可以很好的起到预先定位的作用。

可选的，所述球囊由多个子球囊沿周向排布而成，子球囊之间独立密封。例如采用五个子球囊，相邻子球囊之间可以沿着它们接触的部位彼此结合。流体被近端侧的歧管输送至五个子球囊中的每一个中，并且每个子球囊的远端侧被封闭。五个子球囊的中心区域用于提供血流的通道。一般主动脉瓣的内部可以获得约0.4平方厘米的血流灌注面。

可选的，在所有子球囊的外围包裹的外囊。用于进一步将五个子球囊彼此接合或保持在一起，而且外囊和五个子球囊之间也会产生间隔区，用于血液流动，外囊内壁可以固定连接到五个子球囊中的每一个，为整个灌注球囊结构提供稳定性。

可选的，所述远端部分、近端部分以及腰部为各自独立的子球囊或至少相邻的两者为一体结构。相应的所述导管上设有用于向远端部分、近端部分以及腰部充入流体的连通孔，连通孔有三个分别与远端部分、近端部分以及腰部相对应或有两个，分别对应远端部分、近端部分，腰部与远端部分为一体结构且共用一个连通孔。

本发明所述的远端以及近端是指在主动脉一侧伸入左心室流道，若从心尖一侧伸入，则远端以及近端恰好相反，但道理相似，可参照理解或视为等同。

可选的，所述导管的远端设有尾丝，尾丝可以是空心结构延伸至近端侧用以测量压力或灌入药物。

可选的，所述导管上设有滤器。可以抓捕血栓或其他固形物，防止流入主动脉。

可选的，所述球囊的外围设有限位框，可以限制球囊的最大直径以及放置偏移，限位框包括三根以上的辐条以及连接各辐条端部的两个安装环，安装环套在导管上且位于球囊的轴向两侧。

可选的为了检测以及跟踪手术进程，在球囊和/或导管上设置标记物。利用造影手段可以获知球囊位置以及膨胀程度。

可选的，所述导管处在球囊的偏心位置，在球囊的轴心部位设有贯通的血流通道。可以避免球囊长时间堵塞瓣环部位造成的血流不畅。

作为优选，所述血流通道设有单向阀。可在一定程度上防止返流。

可选的，所述导管处在球囊的轴线部位，在球囊的偏心处设置血流通道。血流通道可以设置多个，彼此之间相互连通或独立。

血流通道可以与球囊轴线平行也可以是与球囊轴线相对倾斜设置，即倾斜的贯通球囊。

由于球囊中部为收窄的腰部，所述血流通道还可以是仅仅贯通远端部分，远端部分或近端部分的横截面形状可以是圆形，还可以为其他形状，可视为在圆形的外缘有局部的内陷，在内陷部位则可兼做血流通道，为了保持内陷可以在球囊的外围利用束紧部件进行限位以及外形塑造，在球囊的外围设置包膜，而包膜内壁与内陷区域之间即为血流通道。

远端部分主要起到了伸入左心室流道的锚定作用，因此其形状可以有其他变化，例如锚形等，也可以减少膨胀时流体的用量。

可选的在所述导管上设有线框结构的限位瓣，限位瓣可以有多个，均匀分布在膨胀后的近端部分的外周。

瓣叶在受到近端部分的挤压向外扩张时，抵靠在限位瓣上，在限位瓣上还可以设置多个阻挡件，瓣叶在阻挡件作用下发生多处折弯，对其柔顺性会有更进一步的改善。

为了进一步提高定位效果，在导管上设有锚定件，该锚定件位于球囊的远端一侧，即更进一步的伸入左心室流出道。

本发明还提供一种所述球囊导管的制备方法，包括形成球囊形状的弹性材料层，在弹性材料层的外周且与远端部分和近端部分相应的部分形成非弹性材料层。

本发明还提供一种所述球囊导管的制备方法，包括形成球囊形状的非弹性材料层，在非弹性材料层的外周且与腰部相应的部分进行改性，得到弹性的腰部。

本发明还提供一种医疗装置，包括所述球囊导管以及用于将流体输送到球囊导管的驱动设备，所述驱动设备检测流体的压力，并根据压力变化获得球囊导管中球囊的腰部直径。

在典型的瓣膜成形术操作期间，将本发明的球囊导管插入患者的血管内并推进到狭窄待处理的瓣膜，例如与心脏的左心室邻接的主动脉瓣膜。一旦处于瓣膜内的期望位置，球囊导管用液体造影介质充涨，扩张球囊迫使瓣膜小叶(瓣叶)打开。通过瓣叶短暂时间打开，瓣叶能够一定程度的恢复其原始柔性以及相应的心血管功能。

附图说明

图1为本发明球囊导管的结构示意图；

图2为远端部分膨胀的示意图；

图3为近端部分预膨胀的示意图；

图4为球囊整体膨胀后的示意图；

图5为球囊膨胀压力变化曲线示意图；

图6为球囊上设置传感器的示意图；

图7为用于将流体输送到球囊的驱动设备结构示意图；

图8为球囊成型过程示意图；

图9为加设内囊的结构示意图；

图10为子球囊的分布示意图；

图11为子球囊中设置血流导管的结构示意图；

图12为子球囊结构的截面示意图；

图13为子球囊相互连通的示意图；

图14为利用织物增强的球囊示意图；

图15为图14的球囊远端膨胀后的示意图；

图16为图15的球囊近端膨胀后的示意图；

图17为球囊外周设有束环的结构示意图；

图18为球囊轴线部位设置血流通道的示意图；

图19为球囊外周设置血流通道的示意图；

图20为两个球囊并排布置的示意图；

图21为球囊外周设置限位瓣的示意图；

图22为限位瓣的结构示意图；

图23为球囊外周设置束带的示意图；

图24为球囊设置倾斜的血流通道的示意图；

图25为球囊远端一侧设置锚定盘的结构示意图。

具体实施方式

以主动脉瓣膜处的生理结构为例，参见图1～图4，本发明球囊导管细长的导管1，导管1外部为球囊2，球囊分为与主动脉窦位置相应的近端部分3，以及锚定在左心室流出道(LVOT)的远端部分4，在近端部分3和远端部分4之间为收窄的腰部5，定位后的腰部5与主动脉瓣环的位置相应。

在主动脉瓣膜处，近端一侧为膨大的主动脉窦6，其内有瓣叶7，在最窄处为瓣环8，再往上游则为左心室流出道9。远端部分4锚定在左心室流出道，近端部分3膨胀后挤压瓣环8朝主动脉窦6内壁处贴靠折弯以回复一定的柔顺性。

导管1内可以设置的多个独立的通道，每个通道在导管的近端处开口，并且延伸至导管的远端，根据需要设置为开放或封闭，本实施例中导管具有至少3个通道：第一通道1a用于穿引导丝，第二通道1b用于将充胀流体经由导管管壁上的连通孔10通入近端部分3，第三通道1c用于将充胀流体经由导管管壁上的连通孔11通入远端部分4，图1中近端部分3和远端部分4为各自独立的两个囊，导管上为两者相应匹配有连通孔，图2～图4中的近端部分3和远端部分4则连为一体结构。

通过第二通道1b和第三通道1c可连接外部的压力以及体积测量设备，以监控和测量球囊的状态。

显影标记12定位在导管上的各个位置处，以标记近端部分和远端部分的边界，显影标记12可设置多处，例如图1中有3处分别位于球囊的远端、近端以及中部。

卷曲的尾丝13位于导管的远端，防止导管末端对患者的机械损伤，尾丝13可以设置为空心结构，其端部或侧壁带有若干通孔用以进行压力测量或注入显影液等。

现有技术的球囊导管使用时可能引起心脏的机械损伤，特别是在左心室顶部附近，例如在血流的作用下，膨胀的球囊来回移动经过并接触主动脉瓣，而本发明的球囊导管的远端部分优选具有倒锥形，靠近远端侧的直径将更大，以这种方式，远端部分可以更符合LVOT的解剖结构，防止突然来回移动。当然远端部分可以成形为不同的形式，其目的是再次更紧密地接合LVOT用于轴向固定。

远端部分在低充气压力下即膨胀，例如小于约3atm。远端部分轴向长度为约15-20mm，直径为24-28mm，近端部分直径优选为20-24mm，当然均可以依据患者身体结构而变化，使得远端部分的尺寸和形状更紧密地贴合LVOT。

图1中近端部分的外周为圆形，使得瓣叶能够尽可能宽地打开伸展到主动脉窦中，也会产生更大的瓣膜开口，近端部分能够在约4atm的压力在最大直径处获得约24mm的球径，并且在6atm的压力下实现约28mm的球囊直径，由于图1中整个球囊为两个独立的囊结构，靠近端一侧的轴向长度约18mm，最大直径为约24-30mm。

结合图2～图4，在操作中，通过股动脉或肱动脉放置导丝后，将本发明的球囊导管沿导丝前进，直至尾丝伸入并定位在左心室中。

过程中可结合X光透视法，当远端部分定位在LVOT中利用含有造影剂的流体充涨球囊，近端部分以及远端部分由于材料的弹性较差或非弹性材料，因此直径先扩大直至达到预定型的最大直径状态，优选的，可以通过材料物理性质以及球囊的分隔使得远端部分更早的膨胀并压靠在LVOT内壁，可在轴向上进一步增强定位效果，远端部分定位后，再充入流体使得近端部分膨胀。

当近端部分以及远端部分完成膨胀后，若进一步提高压力，则腰部由于采用弹性材料，至少弹性强于近端部分以及远端部分，导致腰部会进一步受涨而增大直径，在此过程中，通过改变压力可以获得不同直径的近端部分或腰部，以实现改善瓣叶的柔性，并因此实现期望血流压力的梯度减小。为了确保已经实现这些目标，在球囊撤回之后可使用远端的导丝腔测量主动脉瓣位置的压力，将尾丝留在LVOT内，在近端相应的通道处连接到压力传感器，同时测量主动脉和左心室的压力。

在导管上可设置滤器，该滤器呈伞形且固定在球囊的近端部分附近，以捕获手术过程产生的碎片，防止患者的栓塞并发症。滤器由多个辐射状分布的支杆组成，各支杆的远端展开后抵靠升主动脉的内壁，形成封闭的罩形结构。

在操作中，首先滤器处于压缩状态处在护套中，此时各支杆被压靠贴覆在导管的外周，当使用者在期望的位置展开滤器时，护套沿近端方向缩回，暴露出滤器，各支杆会恢复预定型状态即外扩为伞形并抵靠主动脉壁可拦截手术过程中的碎屑，需要移除滤器时朝远端方向推送护套，则支杆再度压缩贴靠导管并连同导管缩回护套中。滤器的材料可以采用现有技术，例如一些记忆合金等。

球囊的外表面可以涂覆硅油或亲水涂层，作为光滑剂可以增强球囊的中心定向，又或球囊的一部分的外表面可以是纹理化的或粗糙的，有助于在膨胀之后将球囊保持在适当位置。

球囊的外表面还可以涂覆有用于洗脱的药物。例如，可以使用奥林司或紫杉醇型药物或其它类型的药物来抵消钙的局部沉积，并可能改变成骨细胞的钙沉积。

可以通过监测球囊内的压力的变化相对于球囊容积的变化，或者流体注入球囊的体积速率相对于时间的变化，以确定腰部何时到达瓣环。

参见图5，流体体积以恒定速率注入球囊中，球囊中的压力随时间(也可视随注入的流体体积)的变化关系。

当球囊初始膨胀时，近端部分和远端部分膨胀，并且腰部膨胀至其平衡，即低压状态。

由于近端部分和远端部分由非弹性材料构成，未受约束的球囊开始充满流体时，体积也随之膨胀，因此压力不高且变化缓慢，即对应图5中的A段。

当近端部分和远端部分达到其非弹性扩张的极限时，球囊内的压力开始增加，对应图5中的B段，导致腰部膨胀超过其平衡，在腰部的进一步扩张期间，压力变化通常遵循腰部材料的弹性和柔顺性，其决定了B段的斜度，直到腰部接触瓣环，此时会明显的限制腰部的进一步膨胀。因此，球囊中压力会产生拐点C并引起斜率的明显增加，即对应图5中的D段，在D段的末端为了防止压力过大涨破球囊会撕裂瓣环，会通过限压机构泄压，将压力维持在一定的水平。球囊的绝对体积可以由恒定体积泵控制并且被监测。

当超过拐点C时，腰部变化的压力被施加到瓣环，D段的斜率也指示瓣环是否较软或者是否钙化，操作者能够通过观察拐点上方的压力曲线的斜率来评估瓣环的有效模量。

拐点C时，腰部可能接触瓣环，可以在此时通过手术之前在不同的压力下确定球囊腰部尺寸，手术时则直接查看拐点的压力读数以估计腰部的尺寸。

优选地，可以使用计算机和计算机软件(例如，专用压力显示装置或PC)以曲线图的形式记录和显示压力。用户可以监视曲线图以手动地确定拐点并且因此确定环面的尺寸。或者，计算机软件可监测压力数据(例如，斜率)并自动确定拐点并将该压力值转换为腰部的直径尺寸。

参见图6，部分标号可参见图1～4，为了测量瓣环尺寸，可在腰部设置传感器14，传感器14可以为环绕腰部或部分腰部区域的电阻材料，在腰部拉伸时，材料的电阻改变，并且可以根据电阻变化的电路来检测。传感器14也可以是位于腰部至少一部分的压电材料，使得当压电材料被迫拉伸到不同程度时可以产生电信号，传感器14通过沿着球囊轴定位的导线16与外部电路连接。

传感器14还可以为成对布置的电容耦合或电感耦合的传感器，其检测一个传感器与另一个传感器的接近度，并且能够识别两个这样的传感器之间的间隔的变化。

还可以设置超声传感器15，用于测量当腰部接触瓣环时腰部的直径。超声传感器15设置在球囊内部，在拐点C期间通过超声传感器15测量并指示瓣环的直径，其还能够识别瓣环的周长，并且该信息可以被转换为瓣环直径。

优选地，近端部分尺寸略小于主动脉窦，近端部分根部(其靠近腰部位置)可为瓣叶提供更大的膨胀，相较于现有技术的标准圆柱形球囊可更有效地破裂钙沉积物，软化瓣叶。

球囊和预先测量其充入流体体积与腰部直径的关系，在拐点C时根据流体的体积可得知腰部直径。

图7示出了本发明用于将流体输送到球囊的驱动设备，手柄17的压缩驱动柱塞18沿着筒19向下，以迫使造影液(流体)进入球囊，限位件20用于限制柱塞18的极限位置。

在第一阶段，流体以较快速率从流出端口21流出，以在大约1-5秒内大约90％的球囊体积被填充。

在第二阶段中，剩余的约1-2cc流体通过位于下部柱塞中的侧孔22流出。

需要从球囊移除流体时，启动拨动开关23以允许手柄17提拉柱塞向上，流体通过单向阀24回流并且准备好下一次将流体输送到球囊。

可变电阻器25可用作流体体积测量以跟踪进入球囊的流体输送的相对量(或体积的变化)。传感器26位于筒19侧壁处也可用以检测流体变化，筒19外壁可设置显示器以显示体积或流量等信号，在球囊以及筒19中均可以设置压力传感器，并通过显示器读数。

利用计算机或芯片可以计算压力流量的变化关系以及关系曲线，当达到拐点或斜率变化时，捕获并且与在该压力下的相应的球囊直径一起显示。

驱动设备也可以使流体以大致恒定的速率输送到球囊导管，在这种情况下，计算机将接收压力数据并存储其与从开始将流体注射到球囊中经过的时间。在这种情况下，将绘制压力与时间的关系，并计算该曲线的斜率并检测该斜率的变化。当压力对时间曲线的斜率达到拐点时，该点处的压力由计算机捕获并转换为腰部直径进行显示。

球囊制作过程中，使用的弹性材料(SC)可以选自尼龙，Surlyn，乙烯基，PVC，聚乙烯，聚氨酯，Pebax，烯烃或这些材料的共聚物。

非弹性材料(NC)可以选自PET(Dacron)，Teflon，聚酰亚胺，Kevlar包裹物，金属，聚合物或纤维材料。

通过施加交联如电子束，化学或其它交联处理，弹性或半弹性材料可以制成非弹性材料。非弹性材料可以通过用电子束，化学处理或其它工艺处理以使得分子结构变弱而制成更弹性或半弹性材料。

如图8所示，可以通过挤压弹性材料的第一管28和非弹性材料的第二管29来产生球囊，第二管29为两段，分别对应近端部分和远端部分，而腰部的第一管28暴露。将第一管28和第二管29放入形成球囊形状的加热的模具27中，同时施加管组件内部的压力以保持与模具轮廓的接触，第一管28和第二管29之间可以施加粘合剂或薄聚合物层(优选在模制工艺之前)以增强彼此的粘合。

此外，轴向定向的纤维可以粘附或嵌入在腰部区域，以帮助减少腰部的轴向形变。轴向定向的纤维可以是粘合到腰部区域的外侧的单独的聚合物或金属股线或多丝股线，或者夹在两层球囊材料(第一管28和第二管29)之间。

在另一实施例中，第二管29可以是整条，在近端部分，腰部和远端部分均覆盖第一管28，第一管28和第二管29相互粘合后在腰部将第二管29使用激光蚀刻或等离子体蚀刻。机械蚀刻或化学蚀刻均可以使用。然后在加热的模具中形成所需的球囊形状。也可以先利用模具成型，而后再对腰部进行刻蚀。

在另一实施例中，对位于腰部区域的第二管29加工出轴向狭缝，这样腰部内压力增加时，让其可以实现直径扩大。

在另一实施例中，首先由弹性材料模制成期望的球囊形状，在腰部施加掩模覆盖，在未掩蔽区域，即远端部分和近端部分涂覆薄并且的非弹性聚合物层，可以包括聚酰亚胺，聚对苯二甲酸乙二醇酯，纤维增强聚合物和通常用于非弹性球囊的许多聚合物。非弹性聚合物可以通过喷涂或浸涂施加，并且可以进一步处理以提供交联以增强非弹性。

在另一实施例中，首先由非弹性材料模制成期望的球囊形状，接下来在腰部通过电子束，化学处理或机械处理，经过处理减少聚合物材料中的交联，因此可增加处理区域的弹性，使腰部的力学性质符合预期。

在另一实施例中，首先由弹性材料模制成期望的球囊形状，接下来在腰部施加掩模覆盖，在未掩蔽区域，即远端部分和近端部分进行处理，例如在大多数烃主链(例如聚乙烯)之间引起交联的电子束，可将未掩蔽区域转化为非弹性。

在另一实施例中，球囊由非弹性材料制成，在腰部设置弹性构件使得腰部被迫折叠，弯曲或折皱，以允许在使用期间实现弹性的扩张。

在另一实施例中，可嵌入沿着球囊轴向长度定位的多个圆周纤维材料，通过增加或减小这些纤维的间距，可以分别增加或减少弹性。另外，纤维的直径可以增加或减小以进一步改变球囊的弹性。

在另一实施例中，球囊内壁侧采用弹性材料，外壁侧采用非弹性材料，在腰部通过刻蚀或电子束等方式弱化非弹性材料，获得相对弹性的腰部。

在另一实施例中，球囊腰部设有编织构件，编织构件可以由聚对苯二甲酸乙二醇酯，聚乙烯或其他聚合物或薄金属架的多丝股线构成。编织构件可以使用可UV固化的丙烯酸，聚氨酯或其它粘合剂粘合到球囊。

编织构件允许腰部的直径扩大，同时使腰部的轴向长度减小，这种平衡在腰部与瓣环接触后的加压过程变得更明显。编织构件可以确保腰部的直径不会过度延伸并且导致对瓣环的破坏。编织构件的一部分延伸至远端部分和近端部分，可以阻止直径上的扩展，从而有助于改善拐点的观察。

在另一实施例中，编织构件可在球囊尚未膨胀时就预定型的结合在球囊上，近端部分和远端部分膨胀后会引起编织构件形变，编织构件与腰部相对应的位置上获得较小的直径并以此限制腰部的形变。

参见图9，本发明球囊导管的另一个实施例中，在球囊2的内部还设有一较小的内部球囊2a，瓣环的直径通过膨胀的内部球囊2a来测量。

球囊2以及内部球囊248分别通过流体通道2c和流体通道2d充入流体，其中流体通道2c通过连通孔2b与内部球囊248连通。使用时内球囊2a首先膨胀，并且用作定位球囊，将球囊2定位在主动脉瓣环部位，一旦内部球囊2a就位，可以使用球囊2的膨胀扩张瓣叶。

球囊2的近端部分具有更大的直径，利于将主动脉瓣叶推入主动脉窦中。

参见10～图13，本发明球囊导管的另一些实施例中，球囊包括绕球囊轴线环绕排布的五个子球囊30，相邻球囊的侧壁接触部位相互连接，五个子球囊的中心区域形成血流通道33，一般约0.48平方厘米，足以保持对脑的充分供血，同理若使用三个球囊，则血流通道面积优选为约0.056平方厘米，对于四个球囊，其优选为约0.237平方厘米。

每个子球囊的近端附接到中心歧管31，使得所有子球囊可以同时膨胀。

在另一实施例中，五个子球囊的外围还设有包膜34，包膜34是薄的但可以保证强度的塑料材料，包膜34的内壁可以连接到相应子球囊的贴合部位，这样还会形成外围通道35。

包膜34连接到相应子球囊上，不仅提供了整体形状的稳定性，而且允许通过外围通道35引起包膜34的膨胀，但压力应当稍微低于球囊充气压力，使得球囊为该外部包裹提供均匀的支撑。外围通道35的压力优选在1atm至6atm之间，优选在2atm至5atm之间。子球囊内部的压力可以在2atm至20atm的范围内。

在另一实施例中，五个子球囊的外围还设有外球囊，外球囊为哑铃形，具有膨大的远端部分和近端部分以及收束的腰部。外球囊功能类似与图1中球囊2的功能，五个子球囊主要起内部支撑作用。

在另一实施例中，五个子球囊的间隔部位穿设有用于形成血流通道的管32，允许血液从管32流过。管32穿出五个子球囊的部位为密封配合。

在另一实施例中，五个子球囊30还可以相互连通。

参见图14～图16，本发明另一实施例中，为了实现球囊远端部分4、近端部分3以及腰部5的膨胀先后顺序，在近端部分3采用纤维增强，(例如包裹或埋入纱线)，远端部分4并不设置纤维增强。在腰部5可设置纤维增强或弹性束环等。

充入流体时，远端部分在左心室流出道内顺应地膨胀起到了锚定的作用，而近端部分由于纤维增强会阻止膨胀，直到球囊内的压力进一步增加，近端部分才膨胀变形。

纤维被配置为近端部分预期的扩大尺寸和形状，即近端部分与主动脉窦相符的尺寸形状。

纤维增强材料可以包括完全取向或部分取向的聚合物纱线，全取向纱线具有更好的束缚外形的能力，而部分取向纱线在初始膨胀阶段更为柔顺，因此在近端部分膨胀时或有轻微的变形，但随着进一步的拉伸会产生较高的强度和塑形能力。在使用完全取向的纱线的实施方案中，优选使用针织结构。

在另一实施例中，球囊整体均采用纤维增强，但由于材料不同，在远端部分和近端部分呈现不同的弹性表现，近端部分的弹性或柔顺性强于远端部分，例如远端部分采用PET或尼龙塑料材料构成，而近端主动脉部分采用弹性细丝(例如氨纶)组成，当球囊充入流体压力增高时，远端部分先膨胀并定位在LVOT部位，当压力进一步提高时远端部分形状基本不变，而近端部分开始膨胀，弹性细丝可选约200旦尼尔聚氨酯长丝。

在另一实施例中，球囊可以是膜和织物的复合，其中织物基本上覆盖整个球囊，织物可以由针织或编织的200-300旦尼尔的PET纱线组成，膜可以由一种材料(例如，硅树脂，聚氨酯或一些其它高弹性聚合物)构成，其中远端部分处的壁厚度为约0.015至0.02英寸，近端部分的壁厚度为约0.025至0.03英寸。或者在替代方案中，膜可以由如硅树脂的一种材料构成，但是构造硅树脂使得其在远端部分具有约10-15的硬度，在近端主动脉处具有约15-25的硬度，通过不同厚度或硬度可控制远端部分先膨胀，而近端部分后膨胀。

参见图17，本发明球囊导管还包括用于使瓣叶折弯提高柔性的束环，束环在球囊的外围与球囊相互作用夹紧瓣叶7，束环为可形变的自膨胀材料，包括与瓣叶7相作用的环体35以及连接在环体35上的支撑臂36，支撑臂的近端滑动安装在导管护套中，在缩回状态下，支撑臂将环体的直径保持在最小尺寸，当支撑臂朝远端方向推动环体时，环体的直径扩大。

束环可独立于导管前进和缩回，球囊在形状上是细长的当充气时，在瓣叶内膨胀，并且将瓣叶压靠在环体的内侧。在操作中，近端部分定位在瓣叶处后，束环从导管护套伸出并展开套设在瓣环外周，球囊的近端部分进一步膨胀将瓣环向外压靠在束环内缘，在夹紧瓣环的过程中，使得瓣叶折弯恢复柔性。

折弯点的构建允许更宽的瓣叶打开，从而允许血液更好地通过瓣膜，该过程可以用不同的直径的束环进行多次，在瓣叶上创建多个折弯点，当完成时，使球囊放气并且将球囊缩回到护套中，然后束环缩回护套内，再从患者体内移除。

束环可以沿着其内圆周设置注药孔，用于将药物例如抗再狭窄药物灌注到瓣叶部位，注药可以连通到护套近端处的注入端口。

在本发明另一实施例中，所述球囊的外围设有限位框，可以限制球囊的最大直径以及放置偏移，限位框包括三根以上的辐条以及连接各辐条端部的两个安装环，安装环套在导管上且位于球囊的轴向两侧。

参见图18，在本发明另一实施例中，导管处在球囊的偏心位置，在球囊的轴心部位设有贯通的血流通道37，可以避免球囊长时间堵塞瓣环部位造成的血流不畅，血流通道37处还可设有单向阀38防止返流。

通过血流通道可缓解血流压力，防止球囊的轴向窜动，单向阀38可位于血流通道37的中心，远端或其间的任何位置。

参见图19，在本发明另一实施例中，球囊2具有沿着导管周向布置的两个或更多血流通道，而不是单个的中心通道。例如图中的血流通道37a和血流通道37b，血流通道的侧壁具有较好的强度以及非弹性，防血流通道与球囊的其它区域扩张后相互变形挤压。

导管上还可以设置内部支撑件，以保持血流通道的空间形态，从而防止血流通道不必要的向外扩张。

在另一实施例中，结合图19，球囊2的外围还设有用于包络血流通道的膜39，膜39覆盖血流通道整个长度方向，但在远端和近端端部敞开，血流通道和膜形成管状结构，为血流通道提供更良好的结构支撑，但仍然允许血流通过。

参见图20，在本发明另一实施例中，球囊2包括两个纵向平行的球囊，两个球囊总体膨胀形状类似于之前描述的实施例，具有用以锚定的远端部分，用于扩张瓣叶的近端部分，两个球囊可以按顺序依次膨胀可允许一些顺行的血流通过。

在本发明另一实施例中，球囊的远端部分可呈现其他形状，不同形状可以通过纤维与膜的复合塑形来实现，例如远端部分为倒置的伞状或类似于锚形，这种形状尽管径向的最大尺寸保持不变，但总体积却有所减少，在充涨时降低流体的体积用量，因此可以更快地填充。

参见图21～图22，在本发明另一实施例中，在导管上设有线框结构的限位瓣40，限位瓣40可以有多个为线框结构，均匀分布在膨胀后的近端部分的外周。瓣叶7在受到近端部分的挤压向外扩张时，抵靠在限位瓣40上，在限位瓣40上还可以设置多个阻挡件41以及标记物42，瓣叶7在阻挡件41作用下发生多处折弯，对其柔顺性会有更进一步的改善。

限位瓣位于主动脉窦的下部，抵靠主动脉根壁，这将在球囊膨胀之前和期间稳定并防止错位。一旦限位瓣锚定，球囊充气以将瓣叶推动抵靠限位瓣并邻近主动脉根壁。限位瓣镍可以为钛合金材料，并预定型处理。阻挡件作为应力集结部可使得瓣叶产生多个折弯点，提高柔顺性。

在发明中描述的瓣膜成形术程序通常涉及在主动脉瓣叶上施加外扩力，这种力和/或类似的创伤可能导致瓣膜再狭窄，从而使瓣膜小叶再次僵硬和不灵活，为此，需要将药物，临时放置近距离放射治疗源或其它局部递送的治疗物质递送到主动脉瓣膜，以预防或调节主动脉瓣膜再狭窄或进行性狭窄。递送这种药物的一种方法是通过局部药物洗脱植入物。

例如，药物洗脱植入物可以递送紫杉醇或任何其它紫杉烷/紫杉烷衍生物，雷帕霉素或雷帕霉素衍生物，氟尿嘧啶，其他药理学试剂，抗有丝分裂剂，抗增殖剂，蛋白质，基因，基因治疗载体，RNA/核苷酸或任何其它防止瓣膜再狭窄过程的药剂。此外，这样的装置可以包括脱钙剂以及限制或逆转胶原沉积的试剂，并且以这种方式引起瓣膜小叶的有利重塑，从而逆转狭窄。这样的装置还可以消除血栓/炎症/钙化。

在本发明另一实施例中，还可设置锚定环和多个药物洗脱指状物，锚固环位于LVOT内邻近瓣环，药物洗脱指状物朝向瓣叶成一定角度并接触瓣叶，洗脱所需的抗再狭窄药物或如上所列的物质。柔性指植入物可以通过本发明球囊导管的输送机构，或者可以使用单独的输送机构。

作为柔性指植入物的另一个实施例，其包括锚定环和T形药物洗脱荚，锚定环邻近瓣环，而T形药物洗脱荚固定到锚定环并且朝近端穿过瓣膜，T形药物洗脱荚的细长水平部分接触每个瓣叶基部的主动脉侧。能够以时间相关的方式将抗再狭窄药物转移到瓣叶位置。T形药物洗脱荚也可以替换为L形。

在另一个优选的实施例中，在锚定环上设有具有单个或双重倒钩的药物洗脱柱。优选地通过射频，激光，高能量低频超声波或其它装置在每个瓣叶中创建穿刺或多个穿孔，以允许药物洗脱柱容易地推入瓣叶中。

锚定环和药物洗脱指状物可以由随时间吸收的生物可吸收材料组成或允许细胞渗透和定植的金属或聚合物网构成。

在本发明另一实施例中，使用纤维增强材料来控制球囊最终的膨胀和形状特性，参见图23，结合图19，球囊2具有沿着导管周向布置的血流通道37a和血流通道37b，球囊2的外围还设有用于包络血流通道的膜39，膜39覆盖血流通道整个长度，为了构造血流通道37a和血流通道37b球囊外围箍有束带43，可约束球囊的表面不完全扩张。

球囊可以被制造为在膨胀时非圆形形状的横截面，例如，星形，三角形或正方形形状，这也可导致血流通道的形成。

参见图24，在本发明另一实施例中，血流通道37与球囊的轴线斜交，且在球囊的外表面开口，作为血流的进出口。这种离轴倾斜布置的血流通道容易允许在球囊充胀的各阶段期间的顺行血流。

参见图25，在本发明另一实施例中，导管远端侧设有网状的锚定盘44，锚定盘44膨胀时周缘与LVOT内壁抵靠。锚定盘

本发明球囊导管可应用于各种血管和血管系统中，例如，静脉瓣，其他心脏瓣膜，尿道狭窄，冠状动脉限制等。因此，应当理解，本文中的附图和描述是作为示例提供的，以便于理解本发明，并且不应被解释为限制其范围。

Claims (10)

1.一种球囊导管，包括导管，该导管近端侧用于连接流体输送装置，远端侧设有与所述流体输送装置连通的球囊，其特征在于，所述球囊包括远端部分、近端部分以及位于远端部分和近端部分之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端部分和近端部分的最大直径。

2.如权利要求1所述的球囊导管，其特征在于，所述球囊具有弹性区和非弹性区，在球囊膨胀时，非弹性区先于弹性区膨胀至最大直径。

3.如权利要求2所述的球囊导管，其特征在于，所述腰部为弹性区，所述远端部分和近端部分为非弹性区。

4.如权利要求3所述的球囊导管，其特征在于，所述远端部分、近端部分以及腰部膨胀至自身最大直径的膨胀压力各不相同，或远端部分与近端部分的膨胀压力相同，而腰部的膨胀压力大于远端部分与近端部分的膨胀压力。

5.如权利要求4所述的球囊导管，其特征在于，在球囊和/或导管上设置标记物。

6.如权利要求5所述的球囊导管，其特征在于，所述远端部分、近端部分以及腰部为各自独立的子球囊或至少相邻的两者为一体结构。

7.如权利要求6所述的球囊导管，其特征在于，所述导管处在球囊的偏心位置，在球囊的轴心部位设有贯通的血流通道。

8.一种权利要求1～7任一项所述的球囊导管的制备方法，其特征在于，包括形成球囊形状的弹性材料层，在弹性材料层的外周且与远端部分和近端部分相应的部分形成非弹性材料层。

9.一种权利要求1～7任一项所述的球囊导管的制备方法，其特征在于，包括形成球囊形状的非弹性材料层，在非弹性材料层的外周且与腰部相应的部分进行改性，得到弹性的腰部。

10.一种医疗装置，包括权利要求1～7任一项所述球囊导管以及用于将流体输送到球囊导管的驱动设备，其特征在于，所述驱动设备检测流体的压力，并根据压力变化获得球囊导管中球囊的腰部直径。