CN104507533A - 用于从内部消融血管壁的植入装置和系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于从内部消融一个或多个肺静脉(PV)的壁的系统、装置和方法，可优选地是透壁消融并且可优选地处于窦的水平。借此，一个或多个植入装置可以植入于血管中并且可以随后由外部能量提供部件加热。

Description

用于从内部消融血管壁的植入装置和系统

技术领域

本发明属于借助消融治疗身体血管的技术领域，更具体地属于治疗心脏疾病诸如心房颤动(AF)的技术领域。特别地，本发明涉及用于从内部消融血管壁的系统、装置和方法，更具体地涉及植入装置以及从内部消融一个或多个肺静脉(PV)的壁，可优选地是透壁消融并且可优选地处于窦的水平。

背景技术

本发明关注一个或多个植入装置与激励装置的系统、植入装置以及使用所述系统及一个或多个用于治疗动脉和静脉结构的装置的方法。

本发明还关注植入装置、植入装置与外部激励部件的系统、以及用于将一个或多个植入装置定位在血管中、随后加热这些植入装置、可优选地同时加热这些植入装置、由此将热量从植入装置传递到血管内壁的方法。

所述系统、装置和方法可以例如用于治疗房性心律失常，更具体地是心房颤动(AF)，更具体地是阵发性、持续性或永久性的。更具体地，本发明描述了一种方法，其允许重复地形成病变于心脏中，更具体地是心房中，更具体地是左心房和右心房中，更具体地是肺静脉(PV)的窦或窦口中。借此，总体概念是将一个或多个植入装置植入到PV或其它血管中，所述植入装置在为了具有PV隔离(PVI)而认为消融是必要的位置与血管内壁接触。与现有技术对比，消融没有立即执行，但一个或多个植入装置可以由外部能量提供部件加热直到规定的温度，外部能量提供部件与植入装置空间分离，即不碰触，并且能够提供远程地能量给植入装置，用于提高植入装置消融区域的温度直到消融温度。在优选实施方式中，植入装置包括由可显示磁滞的材料制成的面积，并且外部能量提供部件能够在被植入装置的位置形成时变磁场，借此通过磁滞现象加热所述植入物。植入装置可以达到的最高温度受所使用磁性材料的居里或奈尔温度限制，超过该温度则磁滞效果消失。该居里或奈尔温度可以例如通过改变所使用磁性合金的组成而精确地设计为必要的消融温度。在另一实施方式中，可使用非磁性材料，然后可使用隔热材料来提供足够的温度控制手段。在一实施方式中，通过焦耳加热或直接加热或任何其它加热系统来完成对植入装置的加热。

因此，根据本发明的植入装置可以使用在心脏内部、右侧和左侧两者，在肺静脉内部，而且如果必要的话，在心脏外部的动脉和静脉结构中。

如在该文献中描述的装置、系统和方法也可使用在人或动物尸体或人体或动物体的模型中，例如用于实践或教育用途，其中加热植入装置会在血管内壁上留下消融痕迹，这可以用于检查植入装置是否正确地定位且足够的消融是否发生。

本文献着重描述了装置在心脏内部、右侧和左侧两者及肺静脉内部的施加。

本领域技术人员将能够解释所述装置、系统和方法，并且如果要在其它面积中使用则能够给它们提供具体的特征、器件或步骤。

人类健康被许多随时间改变的疾病威胁。医药领域一直需要创新且适应这些改变。尽管不断地改进治疗，但心脏疾病在西方社会保持着死亡和住院的最重要原因。

心房颤动，通常被称为AF，是导致不规则电活动的心脏心律失常，伴有紊乱和无效收缩。

经历AF的患者会患有心悸、乏力、生活质量严重下降、心脏衰竭加重、脑中风、死亡率上升及诸多症状。

AF的患病率和发病率逐渐增加，因此导致AF达到流行病的程度。

到目前为止，针对AF的抗心律失常药物治疗体现有两个主要发现：无效和/或无法忍受的副作用。

目前可用且普遍使用的用于预防或治疗AF的药物可以分成两组。

第一组由所谓的I类药物组成：β-阻断剂、决奈达隆和索他洛尔。

这些药物具有相当低的效率，范围在20到40％之间。这些药物的启动和持续需要对患者进行密切监控，因为这些药物本身可以很容易地诱发危及生命的心律失常。

第二组仅由一种药物组成，即胺碘酮，它对治疗AF是最有效的可用药物。

其效率可以高达65％的范围。然而，可能副作用的目录几乎是无限的：严重的甲状腺问题、严重的肺部疾病、皮肤的不可逆着色、视觉缺陷、可能的致癌性，等等。

目前发现了针对心房颤动的新的微创治疗方式，博士Haissaguerre教授的Bordeaux组发现，通常被称为PV的肺静脉是AF的触发位置。

在随后的几年里，开发出各种技术，围绕着PV作为治疗AF的药物治疗的替代。

该技术被称为肺静脉隔离，通常简称为PVI。

目的是电隔离PV中的触发，确保在PV与被保持的左心房之间没有单一电连接。

很快发现，在围绕PV的线中甚至例如1mm的小间隙可能造成PV的重新电连接，因而过程失败，AF复发。

电生理学，治疗心脏的心律失常的领域，特征为使用高科技设备来执行心脏内部的诊断和治疗介入。

如今，借助经皮介入可能成功地治疗几乎所有的心律失常。不过，以安全而有效的方式治疗AF患者在电生理学中保持着大的障碍。

存在两种类型的可以借以实现PVI的规程。

第一组由构建为逐点围绕PV的技术和装置组成，确保在没有任何间隙的情况下形成连续线。

在大多数情况下，组合地使用：用其PV来可视化左心房的非荧光透视技术；和能够传送射频(RF)或低温能量的导管。

然而，用该第一组规程，不能一直保证连续线的形成，具有任何间隙。这可以发生，因为将消融尖端压靠在壁上的压力、从消融尖端传递到壁的能量、血管壁上消融斑点的大小等等并不完全在控制之下。在某些情况下，1mm数量级的间隙可能已经太宽无法确保PVI过程的成功结果。在这些情况下，重复整个过程给患者伴随着危险、不适、成本等等常常被认为是必要的。

另一组由在四个PV每个之中依次以“一个单发(one single shot)”执行PVI而形成的装置组成。

导管或护套的整个分类已经构想：传送低温能量、激光能量、高强度聚焦超声、热能的气囊导管；传送脉冲波RF能量的圆形导管；传送RF能量的篮状导管等等。

PVI已经从实验疗法成长为可能治疗AF的最新技术介入。

在最优化的情况下，阵发性AF的急性成功率可以达到90％，并发症发生率在6％左右。PVI最常见的并发症是由于消融导管而穿孔左心房所造成的心脏填塞。

这常常可以通过执行心包经皮穿刺及疏散血液来处理，如果这证明是不充分的，则需要借助开胸的外科介入。

最可怕的且常常致命的并发症是食管与左心房之间瘘的发育。

在过去10年里，患有AF的患者的导管消融技术已经从聚焦在PV上以及它们与左心房(通常进一步简称为LA)的接合处的初始途径演变成更广泛的介入，主要但不排它地介入于LA心肌及其神经营养神经支配上。

现在已认识到，大多数导管和外科消融途径的基石是电隔离PV与LA。

尽管目前全球所利用的各种导管技术之中有或多或少的本质区别，但结果似乎一律是类似的，取决于患者及其AF类型(永久性、长期的持续性、短期的持续性或阵发性AF)，成功率的范围从50％到90％。

频繁地，为改进过程结果，第二AF消融规程是有必要的。

在过去几年里，执行PVI的过程时间已经大量地演变。初始地，逐点PVI经常可能占用多于6小时。

新的成像技术将这些费力的过程缩短至约四到六小时。

“单发”过程再次稍微更短，但一般仍然占用两到三小时的过程时间。

执行这些过程所需要的荧光透视时间同样已经下降，但总体范围在20-40分钟之间。

因为整个过程期间患者的主要不适和患者保持不动的需要，在世界各地的许多中心是在全身麻醉下执行PVI。

其它中心使用“清醒镇静”，这意味着患者用若干不同药物来镇静，但是无意向给患者插管和通风。

镇静患者的需要可以导致不同的有害副作用。

首先，全身麻醉一直带给患者一定的死亡率风险。另一方面，良好的“清醒镇静”难以完成。

药物剂量不足给患者造成不适和自发性患者运动。

药物超剂量可以使在过程期间切换成全身麻醉成为必要，这是远远不明显的甚至在许多情况下可能是危险的。

本发明的意图是构想一种技术，它更容易为患者接受、耗时少、更安全且执行PVI时至少同样有效。

美国专利6,632,223公开了一种用于治疗心房颤动的系统，包括支架和能够将支架传送到治疗部位附近的导管。支架是自膨胀的，并且一旦被传送，会膨胀而停留在肺静脉的内壁上。支架可以通过发送电流通过导管中的电线而加热，电线连接到支架。因此加热的支架可消融PV壁的周向阻塞病变。消融发生的同时，导管物理连接到支架。因此，在消融之后，支架可与导管断开并保持到位，例如预防狭窄。该专利并未公开通过外部能量提供部件来加热支架的可能性，即当它没有物理连接到导管时加热支架的可能性。另外，它并未公开使用显示至少部分支架的磁滞的材料的可能性。由此，不容易控制支架的消融温度，事实上，传送到支架的能量应该非常密切加以监测，因为它取决于多种因素，诸如支架的电阻、通过线发送的电流的量和类型、这些线的电阻、支架与血管壁之间的热接触质量。

美国专利申请2005/0027306公开了用于传送自膨胀支架的导管插入装置。该装置具有内轴和可相对于内轴移动的外轴。自膨胀支架接收在邻近其远端的内轴上。锥形尖端位于内轴远端上，并且它形成从传送装置到从中延伸通过的引线的平稳过渡。手柄允许医生单手部署支架。支架可使其各区段在第一径向构造中用于传送支架，或者支架可具有位于第一径向构造中的多个区段和处于第二径向位置的多个第二区段。

美国专利申请2005/0101946公开了另一种用于通过消融肺静脉治疗AF的方法和系统，使用的支架具有谐振电路。支架可以植入于消融部位处，随后由外部能量提供部件激活，特别地由具有支架谐振电路谐振频率的电磁场激活。此申请并未公开使用显示至少部分支架的磁滞的材料、并且使用滞后效果来激活支架的可能性。由此，以这种方式也不容易控制支架的消融温度。传送到支架的能量应该非常密切地加以监测，因为它取决于多种因素并且支架的温度未在控制之下，诸如支架的电阻和支架的谐振电路、RF场在支架部位的大小、支架与血管壁之间的热接触质量。

欧洲专利申请EP 1 036 574公开了一种用于加热被植入的支架直到一定的温度的装置和方法，使用的是外部能量提供部件。支架可以通过磁滞效果而加热。然而，在该专利申请中，温度由外部控制系统控制，外部控制系统经由例如红外相机来测量支架的温度，并且相应地变更由外部能量提供部件提供的能量。借此，它并未明确公开的是，使用系统进行消融。此外，温度由外部反馈系统控制，没有例如由支架的材料属性控制。而且，欧洲专利申请EP 1 036 574并未公开的是，支架或植入物可至少与血管内壁的基本完整的周向带对向。

美国专利7,235,096公开了一种用于治疗受损体腔的可植入支架，其包括具有若干互连的微孔的管状支架主体，互连的微孔统一沿着主体的全长分布在整个主体上。管状支架主体具有若干互连的微孔，基本上统一沿着支架主体的全长分布在整个支架主体上；若干微孔较小以促进有组织的增长模式，使细胞渗透于整个支架主体上，并且支架主体另外基本上没有孔大于所述微孔；支架主体由纤维三维非织造基质形成。此专利还公开了一种支架系统，其包括与能量源间隔并列的支架，以经皮地把能量施加到支架，由此导致支架温度增至超过体温(可优选地为38-49℃)的温度。它进一步公开了一种活性支架，其包括支架并且进一步包括互连微孔中的活细胞生长。公开了一种用于测量通过体腔的流体流的方法，涉及：将支架植入到使流体流通过它的体腔中；经皮地给所植入的支架通电以升高其温度超过体温；在停止通电时经皮地监测来自至少一个温度传感器的输出，以确定至少一个传感器中的每个处的冷却速度：以及根据至少一个传感器处的冷却速度来获得通过支架的流体的流动速度。还公开了一种用于治疗受试者中管状主体器官的方法，涉及：促进活细胞在支架中的内生长；以及先于或晚于促进活细胞内生长将支架植入到受试者的管状器官中，以治疗管状器官，其中支架主体由纤维三维非织造基质形成。

在美国专利7,235,096中，支架的温度可以由至少部分外部控制系统来控制。在这种情况下，一个或多个温度传感器将所测量的温度传输到所述外部控制系统，所述外部控制系统然后控制外部能量源。进一步，在该专利中，支架的温度可以通过使用居里温度的材料加以控制，其中经由滞后加热发生支架的加热。借此支架的温度受限于居里温度，因为滞后加热的机制仅在居里温度以下有效。两种温度控制机制，即外部控制系统和使用磁性材料，均具有它们的缺点。

包括外部控制系统的机制造成专用的外部能量源成为必要，具体适于接收来自温度传感器的温度。此外，在这样的系统中，在大多数情况下将是射频场的能量源将需要控制强度，可能地还需要控制频率，以使植入物保持在期望的温度下。

滞后加热的机制具有许多困难，尤其是在以最佳居里温度发现正确合金时。因为该最佳温度情况之间可不同，不同的合金需要发现不同的温度。

本领域仍需要有一种改进的装置、系统和方法，用于从内部消融血管壁周围的基本完整的周向带。本发明旨在解决至少一些上述问题，例如确保：从内部执行对血管壁周围的基本完整的周向带的消融，消融本身可以由外部部件并且如果必要多次地触发，消融温度在良好控制之下并且不取决于治疗中的较少受控元件或复杂监测系统，等等。

本发明试图通过提供具有内置温度控制部件的植入物来克服上述问题，其中所述控制部件能够将至少部分植入物的温度保持到期望温度或期望温度以下。本发明还提供了一种用于将植入物加热到或高达期望最高温度的系统和方法。

发明内容

本发明提供了一种一个或多个植入装置与激励装置的系统、一种植入装置、以及一种使用所述系统及用于治疗动脉和静脉结构的一个或多个装置的方法。本发明还关注植入装置、植入装置与外部激励部件的系统、以及用于将一个或多个植入装置定位在血管中、随后加热这些植入装置、可优选地同时加热这些植入装置、由此传递热量从植入装置到血管内壁的方法。

在第一方面，本发明提供了一种用于从内部消融至少一部分血管壁的系统，包括：

-自膨胀植入装置，适于植入和部署在所述血管内；其中所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域适于与所述血管表面接触，并且所述消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到植入物时有效地消融所述血管内的信号阻塞路径；

-外部能量提供部件，与植入装置空间分离并且能够提供能量给植入装置，以提高植入装置的消融区域的温度直到消融温度。

在优选实施方式中，所述系统包括不止一个植入装置，每个植入装置适于植入和部署在一个或多个血管内。这些植入装置每个可以适于植入和部署在一个或多个肺静脉内。

在特别优选的实施方式中，所述系统的一个或多个植入装置包括具有第一直径的近侧部和具有第二直径的远侧部，第二直径小于第一直径并且足够使所述植入物安置在一个或多个血管内。

在优选实施方式中，所述系统的一个或多个植入装置的至少一部分由显示磁滞的至少一种材料制成，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。此外，外部能量提供部件可在一个或多个植入装置的位置处形成时变磁场。在更优选的实施方式中，该时变磁场由电线圈形成，时变电流发送通过电线圈。

在另一实施方式中，所述系统还包括：

-护套，适合将一个或多个植入装置运送和传送到位于一个或多个血管中的期望位置或附近；

-引线，适合将具有一个或多个植入物的护套依次引导到位于一个或多个血管中的期望位置。

在第二方面，本发明提供了一种适于植入和部署在血管内的自膨胀植入装置；所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，消融区域适于与血管表面接触，并且消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到植入物时有效地消融血管内的信号阻塞路径；其中所述消融区域包括显示磁滞的至少一种材料，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。

在类似的方面，本发明提供了一种植入装置，可优选地是自膨胀植入装置，其适于植入和部署在血管内，所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，消融区域适于与血管表面接触并且适于至少与基本完整的周向带或螺旋带对向，并且所述消融区域在将能量施加到植入装置时有效地消融血管内的信号阻塞路径，其中可优选地所述消融区域包括显示磁滞的至少一种材料，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。

在另一类似的方面，本发明提供了一种植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈、以及包括闭合位置和中断位置的温度控制开关。所述开关可优选地包括双金属器件和/或热敏电阻，诸如PTC热敏电阻，和/或所述开关可优选地包括温度传感器并且可优选地是数字的，包括恒温器，当所述传感器测量预定温度时，所述恒温器连接到所述传感器和所述开关，以中断所述开关因此中断所述电路。

在优选实施方式中，植入装置适于植入和部署在肺静脉内。在更优选的实施方式中，所述植入装置的所述消融区域适于与所述肺静脉表面接触并且适于至少与基本完整的周向带对向，以确保PVI。

在特别优选的实施方式中，植入装置的各部分由多于一种显示磁滞且具有不同居里或奈尔温度的材料制成。

在更优选的实施方式中，植入装置适合长期植入。在另一优选实施方式中，植入装置是可生物吸收植入装置或是在一个或多个消融之后例如通过蒸发而消失的植入物。此外，植入装置可包括具有第一直径的近侧部和具有第二直径的远侧部，第二直径小于第一直径并且足够使所述植入装置安置在血管内。植入装置可进一步包括位于所述植入装置的近侧部或远侧部处或附近的锚固部件，与血管内壁比较，所述锚固部件适合将装置保持在相同的位置处或附近。

在优选实施方式中，所述植入装置的可以在植入所述植入装置时与患者血液开始接触的部分与植入装置的其余部分热隔离，使得在激励植入装置期间血液不会被加热或过热。这样的部分可以包括远腔(adluminal)涂层或具有高隔离特性的层。

在优选实施方式中，所述植入物包括热活性涂层，其激活温度在35℃和37℃之间，使得体温将触发激活。在替代优选的实施方式中，所述植入物包括热活性涂层，其激活温度超过45℃，使得激活仅在所述消融区域由所述外部能量提供部件加热时被触发。

在优选实施方式中，植入装置包括具有一定居里温度的材料的芯部区域，由适合植入装置的用途的具有热和/或弹性属性的其它材料包围。

在一实施方式中，所述植入物包括能够产生有限的坏死和/或神经毒性病变的物质。

在优选实施方式中，植入装置包括填充有一种或多种物质并且在植入物被加热时打开的腔室。在更优选的实施方式中，这些物质在释放到患者体内或血管壁中之前被混合，例如用来传送双组分神经毒素(neurotixine)。在另一优选实施方式中，这些物质是一种或多种以下物质的选择或组成：

-乙醇；

-河豚毒素和蟾毒素；

-莫鲁蝎毒素(maurotoxin)、蝎毒素(agitoxin)、卡律蝎毒素(charybdotoxin)、玛格毒素、斯罗毒素(slotoxin)，地种海葵毒素(scyllatoxin)或赫福毒素(hefutoxin)；

-钙抑蛋白(calciseptine)、泰卡毒素(taicatoxin)、钙阻蛋白(calcicludine)或PhTx3；

-肉毒杆菌霉素；

-松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇；

-谷氨酸；

-异喹啉；

-N-甲基-(R)-猪毛菜酚(N-methyl-(R)-salsolinol)；

-β-咔啉衍生物。

在又一方面，本发明提供了一种系统，其包括根据本发明的一个、两个、三个、四个或更多个植入装置，诸如5个、6个、7个、8个、9个或10个或更多个植入装置。可优选地，该系统包括：外部能量提供部件，与所述植入装置空间分离并且能够提供能量给所述植入装置，以提高植入装置的消融区域的温度直到消融温度；和/或护套，适合将一个或多个植入装置运送和传送到位于一个或多个血管中的期望位置或附近；和/或引线，适合将具有一个或多个植入物的护套依次引导到位于一个或多个血管中的期望位置。在优选实施方式中，所述系统包括根据本发明的一个、两个、三个或四个植入装置，每个植入装置适于相应的肺静脉。

在再一方面，本发明提供了一种方法，用于经由从内部消融一个或多个肺静脉壁上的基本完整的周向带通过肺静脉隔离来治疗患有心房颤动的患者，包括以下步骤：

-借助护套和引线将一个或多个植入装置植入于一个或多个肺静脉中，所述植入装置各包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域适于与所述肺静脉表面接触，并且所述消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到所述植入装置时有效地消融所述肺静脉内的信号阻塞路径；

-缩回护套和引线；

-随后由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域，所述外部能量提供部件与植入装置空间分离。

在类似方面，本发明提供一种用于加热一个、两个或更多个植入装置的方法，其适合植入于一个、两个或更多个血管中，包括以下步骤：

-随后借助护套和引线将所述植入装置定位于所述血管中，所述植入装置各包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域至少与基本完整的周向带或基本螺旋带对向，所述植入装置在将能量施加到所述植入装置时有效地消融所述血管内的信号阻塞路径；

-缩回护套和引线；

-由外部能量提供部件加热所述植入装置的消融区域，所述外部能量提供部件与所述植入装置空间分离；

其特征在于，所述加热发生在缩回所述护套和引线之后，并且所述植入装置的所述加热同时发生。

在所述方法的优选实施方式中，先于由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域而观察到恢复周期。此外，该恢复周期可足够长久，以允许一个或多个植入装置整合到血管壁中或内皮化。

在所述方法的特别优选实施方式中，由与植入装置空间分离的外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域的步骤不止一次地执行，例如以适当间隔的时间间隔执行，只要被认为是必要的即可，等等。

在所述方法的更优选实施方式中，使用在该文献中描述的一个或多个植入装置。

在方法的还要更优选实施方式中，使用如该文献所描述的系统。

附图说明

图1至5和图9至11示意性地表示根据本发明用于治疗动脉和静脉结构的植入物的不同实施方式。

图6至8示意性地表示根据本发明的一部分植入物的细节。

图12示意性地表示具有引线和植入装置的护套的实施方式。

图13示意性地示出可以完成导管插入的方式，用于将一个或多个植入物传送于PV中。

图14示意性地表示外部能量提供部件的实施方式，它可以用于治疗患者。

图15示意性地表示在PV处已就位的植入物的实施方式。

图16示出铁磁体的磁滞回线：H是磁场强度，M是样本磁矩，Hc是矫顽场，Mr是残余磁矩，而Ms是饱和磁矩。非限定性的磁滞回线由虚线显示。回线上某些点的样本的畴结构被示意性地示出。

图17示出典型的温度与居里或奈尔温度为140℃的磁性材料的磁滞回线的相关性。

图18示出具有沙漏形状的植入物的实施方式，其中位于直径变得更小的中间区域附近，一套加热环附接至植入物的沙漏形部分周围。

图19示出包括保险丝的植入物的实施方式，使得在一定的温度下，可生成的线路被中断。图19a示出保险丝的细节图。

图20示出在不同构造中金属植入物可以由形状记忆合金构建。开关或保险丝的打开和关闭位置的细节分别在图20a和20b中示出。

在仍然不同的构造中，如图21示出的和图21a的细节，植入物由两种不同材料组成。

图22图示植入物的实施方式，具有形成在植入物周围的广阔涂层，但几乎完全在远腔侧。

图23图示本发明的概念，其中植入装置设置有内置热开关。

图24图示处于血管中的膨胀位置的植入物的尺寸。

图25a-g图示本发明的不同实施方式，其中线圈的形状以及绝对和相对大小在不同实施方式之间可不同。

图26图示的是热量主要沉积在绕组附近，但也可能是血管的外侧可以加热至增加的温度.

图27a-b图示包括例如PTC或热敏电阻开关的其它实施方式，用于实质柱形的植入物。

图28图示AC-DC转换器，其可以是可以附接至pcb并联接到线圈的更大电子电路的一部分。

图29a-d图示可以用于本发明植入物实施方式中的电子电路。

图30a-34图示外部能量提供部件的实施方式，其可以用于本发明的系统或方法中，以通过在植入物位置提供时变磁场来提供给植入物能量。

具体实施方式

本发明涉及一种一个或多个植入装置与激励装置的系统、一种植入装置、以及一种使用所述系统及用于治疗动脉和静脉结构的一个或多个装置的方法。本发明还涉及植入装置、植入装置与外部激励部件的系统、以及用于将一个或多个植入装置定位在血管中、随后加热这些植入装置、可优选地同时加热这些植入装置、由此将热量从植入装置传递到血管内壁的方法。

除另有限定者，在所公开的本发明中使用的所有术语，包含技术和科学术语，其含义普遍为本发明所属领域普通技术人员所理解。借助进一步指导，术语定义被包含以更好地认识本发明的教导。

如本文中使用的，以下术语具有以下含义：

如本文中使用的不定冠词和定冠词指的是单数和复数对象两者，除非上下文另外明确规定。举例来说，“一隔室”指的是一个或多于一个隔室。

如本文中使用的“约”，指的是可测量值诸如参数、量、时间期限等，意指涵盖指定值的+/-20％或更少变化，可优选地+/-10％或更少，更可优选地+/-5％或更少，甚至更可优选地+/-1％或更少，还要更可优选地+/-0.1％或更少，到目前为止，这样的变化适宜执行在所公开的本发明中。然而，应理解的是，修饰语“约”所指的值本身也被具体公开。

如本文中使用的“包括”及其变型与“包含”及其变型或“含有”及其变型同义，并且是指定随之的例如器件的存在且不排斥或排除本领域已知或本文中公开的另外未引述器件、特征、元件、构件、步骤的存在的包容性或开放性术语。

由端点表述数值范围包含归入此范围内的所有整数和分数，以及被表述的端点。

表述“增重了…％”(重量百分比)，在此及整个说明书中除另有限定者，指的是基于形成物总体重量的各自器件的相对重量。

表述“植入物”和“植入装置”在该申请中可互换使用。如本上下文使用的植入装置指的是人造管或管类装置，即具有周向壁并且在顶部和底部至少部分打开的装置，其中所述周向壁可具有或可不具有开口或孔，所述管或管类装置意图放置在患者身体例如静脉的血管内部，或者放置在人或动物尸体或人体或动物体模型的血管内部。在本上下文中，术语“植入物”和“植入装置”不一定意指装置要放置在血管内部来保持该血管对流体打开，但是这可以是装置的效果之一。然而，植入装置意指要安置在与血管比较而言的固定位置中，并且由于通过血管的流体流而不移动。当使用术语“被植入的”装置时，它意指已经植入的植入物或植入装置。在一实施方式中，植入装置是支架装置，意指所述装置的预期效果是在植入时保持血管对流体打开。

术语“导管”和“护套”在该申请中可互换使用。

术语“引线”在该申请中用于在插入体内时可以可控制地引导的装置。在优选实施方式中，它是导管，即引导导管。在另一实施方式中，它是实心的并且不具有管腔。

术语“居里温度”和“奈尔温度”指的是超过该温度铁磁、抗铁磁和亚铁磁材料变成顺磁性或抗磁性，并且在下文中可互换使用。

在此及整个正文中“电阻加热”和“焦耳加热”使用为同义词，并且指的是电流通过导体释放热量的过程。

在此及整个正文中“热开关”和“温度控制开关”使用为同义词，并且指的是取决于温度值能够闭合或打开一个或多个电路的开关。该温度可以是开关位置的温度，或者可以是在不同位置获得的温度。热开关的具体实施方式在正文中进一步呈现。

在第一方面，本发明提供了一种用于从内部消融至少一部分血管壁的系统，包括：

-自膨胀植入装置，适于植入和部署在所述血管内；其中所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域适于与所述血管表面接触，并且所述消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到植入物时有效地消融所述血管内的信号阻塞路径；

-外部能量提供部件，与植入装置空间分离并且能够提供能量给植入装置，以提高植入装置的消融区域的温度直到消融温度。

植入装置是自膨胀的，例如，由形状记忆合金形成，并且构造成停留在例如肺静脉的内壁上。植入物可形成为环、螺旋、逐步缠绕的螺旋或其它适合形状。它可具有锚固部件诸如钩或倒钩，位于端部附近，可优选地位于窦一侧的近端附近或者位于窦口一侧的远端附近，或者在左心房附近植入于PV中时更深入血管中。植入装置可包括消融区域，其与血管壁的消融区域接触。可优选地，消融区域包括位于血管壁周围的基本完整的周向带。消融区域可包括位于血管内壁周围的完整的周向带，或者消融区域可包括位于血管壁周围的完整的周向带并且这针对的是壁的完整厚度。“基本”意指消融区域使得源自消融区域一侧的所有电信号均不会达到另一侧，即信号阻塞路径被消融。通过电磁辐射由外部部件、通过经时变磁场的滞后加热、通过直接和间接感应及通过焦耳加热、通过声、机械振动及化学能量手段、通过热/化学或机械/化学释放系统，能量可以提供给植入装置。

本发明优于现有技术的一个优点在于，一个或多个植入装置可以同时加热，即能量到植入物的传送在同一时间发生，并且不需要依次完成。这节省了时间并增加了患者舒适度。通过对温度的内置控制，例如通过使用具有指定居里温度的磁性材料或者通过在植入物中使用适当的隔热材料，另外的能量传送将不会在植入物中进一步增加温度积聚。

通过“外部”能量提供部件意指这些部件与植入装置空间分离，即在能量提供部件与植入装置之间没有物理连接，或者，更具体地，能量提供部件完全在患者身体外部，并且在提供能量的同时患者的皮肤可以保持完好。

根据治疗的需要来指定消融区域的温度。取决于所需要的消融温度，植入装置可以通过使用构成植入装置的材料的磁性和热属性而设计成在一定区域中比其它区域更温暖。在一实施方式中，植入装置的各部分可与植入装置的其它部分或者与身体或体液的部分热隔离。

在优选实施方式中，所述系统包括不止一个植入装置，每个植入装置适于植入和部署在一个或多个血管内。这些植入装置每个可以适于植入和部署在一个或多个肺静脉内。

在约60％的患者中，四个PV分离地溢出到左心房中。然而，在其它患者中，两个PV具有普通型溢出口，并且在还有其它的患者中，可以有溢出于左心房中的第五静脉。应该很明显的是，一个或多个植入装置可以适于安装到所有这些静脉中，也针对较少发生的情况。

在特别优选的实施方式中，所述系统的一个或多个植入装置包括具有第一直径的近侧部和具有第二直径的远侧部，第二直径小于第一直径并且足够使所述植入物安置在一个或多个血管内。

主要针对右PV，可以使用上述的植入物，因为这些PV常常在其窦口中具有与其窦中不同的直径。

在特别优选的实施方式中，所述系统的一个或多个植入装置包括具有第一直径的近侧部和具有第二直径的远侧部，第二直径大于或等于第一直径并且足够使所述植入物安置在一个或多个血管内。

主要针对左PV，可以使用上述的植入物，因为这些PV在其窦口中常常具有与其窦中相同或相似的直径。在某些情况下，PV远侧部分的直径大于近侧部分的直径。

明显地，PV连接到左心房的方式取决于于患者。窦和窦口的形状可以针对每个PV和每个患者而不同。然而，对本领域技术人员应该很明显的是，具有较大直径的近侧部要放置在窦附近，而具有较小直径的远侧部要放置在窦口附近或更深入PV内部。在将植入装置植入于另一类型血管中的情况下，应该很明显的是，植入装置的形状可以适于安装到具体的血管中。

为了做出植入物的形状和尺寸，当从窦口进入窦时，可能通过扫描技术诸如CT扫描或MRI来收集变化直径的血管的数据。根据这些数据，例如针对所有四PV患者，人们可以推导出植入物的必要形状和尺寸。在没有外科手术的情况下可以再次完成这种测量，由此增加患者的舒适度和健康并且减少医疗风险。在这种测量后，植入物可以定做以配合患者的一个或多个血管。

在优选实施方式中，所述系统的一个或多个植入装置的至少一部分由显示磁滞的至少一种材料制成，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。此外，外部能量提供部件可在一个或多个植入装置的位置处形成时变磁场。在更优选的实施方式中，该时变磁场由电线圈形成，时变电流发送通过电线圈。

磁滞源自材料的过多。最知名的和最常使用的是铁磁、抗铁磁和亚铁磁材料。这些具有高度非线性的磁性属性，即磁感应场不直接与材料内部的被施加磁场成比例。然而，超过一定的温度，称为居里或奈尔温度，所有这些材料失去其具体磁性属性。该温度是针对具体材料的(material-specific)。超过该温度，铁磁、抗铁磁和亚铁磁材料变成顺磁性或抗磁性，并且由此失去其非线性的磁性属性。铁磁、抗铁磁和亚铁磁材料的非线性的磁性属性可以由施加时变磁场时观察到的滞后推断出。

观察磁性材料的磁滞，诸如铁磁体。铁磁体的主要特征是存在自发磁化。铁磁体常常不是均匀磁化，而是分成畴(domains)--均匀自发磁化的区域，其磁化程度(每单位体积的磁矩)是一致的，但是方向不同。在损害其它畴的情况下，在外部磁场的影响下，沿着场磁化的畴的数量和大小增加。而且，一定的畴的磁矩可在场的方向上旋转。结果，样本的磁矩增加。

铁磁样本的磁矩M对外部磁场的强度H的相关性(磁化曲线)在图16中示出。在足够强的磁场中，样本被磁化至饱和(随之，场进一步增加，M值保持几乎不变--点A)。在此，样本由一个畴组成，饱和Ms的磁矩沿着场取向。随着外部磁场的强度H减少，样本的磁矩M将沿着曲线I下降，根本上是因为畴的外观和生长，其磁矩逆着场取向。畴的生长是由于畴壁的运动。因各种缺陷(诸如杂质或不均匀性)样本的存在而阻碍该运动，这在一些点处增强了畴壁；非常强的磁场需要将它们移位。因此，随着场H下降至零，所谓的残余磁矩Mr(点B)被保留。样本可以仅在相反方向的足够强的场中被完全消磁，这被称为矫顽场(矫顽力)Hc(点C)。随着相反取向的磁场进一步增加，样本沿着场再次磁化至饱和(点D)。磁性逆转(从点D到点A)沿着曲线II发生。因此，随着场经历周期性改变，表征样本磁矩改变的曲线形成了磁滞回线。如果场H周期性地改变，这样限制使磁化未达到饱和，则非限定性的磁滞回线得以产生(曲线III)。通过减少场H到零的改变程度，样本可以完全消磁(可以达到点O)。样本从点O的磁化沿着曲线IV行进。

在磁滞下，磁矩M的不同值对应于外部磁场强度H的相同值。该非唯一性是由于先于给定状态的样本状态(即，样本的磁性先前历史)的影响。

磁滞回线的形状和大小以及量Hc可在各种铁磁体的广泛限制的范围内。例如，在纯铁中，Hc＝1奥斯特，而在magnico合金中，Hc＝580奥斯特。磁滞回线受处理材料的强烈影响，在处理材料期间，缺陷的数量发生改变。磁滞回线的面积等于在场改变的一个周期中样本损失的能量。该能量也与样本中铁磁材料的总体积成比例。该能量最终用于加热样本。这样的能量损失被称为滞后损失。在滞后损失不可取时的情况下(例如，在变压器芯部和电机的定子和转子中)，使用具有低Hc和小磁滞回线面积的软磁材料。另一方面，需要具有高Hc的硬磁材料来制造永磁体。

随着交变磁场的频率(每单位时间磁性逆转周期的数量)增加，由涡流和磁粘性导致的其它损失被添加至滞后损失。在高频率下，磁滞回线的面积相应增加。与上述的静态回线对比，这样的回线有时被称为动态回线。

铁磁体的诸多属性，诸如电阻和机械变形，取决于磁矩。磁矩改变也带来这些属性的改变--例如，分别观察到电效应和磁致伸缩滞后。

磁滞回线取决于温度。图17示出典型的温度与居里或奈尔温度为140℃的磁性材料的磁滞回线的相关性。注意到，形状的温度相关性仅是表示特性的，在轴线上没有给出单位，此图意指说明用途。观察到，磁滞回线随温度而改变，变得更尖更细，最后消失于居里或奈尔温度。从该温度开始，材料变成顺磁性或抗磁性，并且由于滞后而没有观察到加热损失。这意味着材料不再加热，至少不是由于滞后效果，并且保持在居里或奈尔温度。(在下文，两个术语“居里”和“奈尔”温度可以互换使用。)应该指出，由于其它影响诸如直接或间接感应的加热仍然是可能的，但这些影响在本情况下被忽略，尤其是当与滞后效果带来的巨大的加热能力比较时如此。

现在对本领域技术人员应该很明显的是，当植入装置的消融区域包括居里温度例如为40℃的材料时，例如通过本发明系统的外部能量提供部件，植入物将被加热直到该温度，并且在经受时变磁场时不多于该温度。如果消融温度需要是42℃或45℃，则植入物中使用的磁性材料可变更为使该温度为居里温度。这可以通过例如改变磁性材料的合金组成来完成。磁性材料的居里温度可以非常精确地设计。

在优选实施方式中，植入装置中使用的磁性材料是以下材料的组合或合金：砷化锰、钆，具有薄铁覆盖层的钆、从1000℃缓慢冷却的具有约29.5％镍的镍-铁合金、具有30％镍的镍-铁、铬、氧化钴、铁酸锌，是居里或奈尔温度超过10、20、25、30、35、40℃和/或低于75、70、65、60、55、50、45、40℃的任何磁性材料。

合金或复合材料的居里或奈尔温度可以高度取决于制造这些材料的工艺规程。尤其，退火过程是重要的。另外，可以使用变更居里温度的其它方式，诸如离子辐射，以提供期望的材料。人们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，期望的居里或奈尔温度如标准参考著作诸如数据库中指定的。

在另一实施方式中，所述系统还包括：

-护套，适合将一个或多个植入装置运送和传送到位于一个或多个血管中的期望位置或附近；

-引线，适合将具有一个或多个植入物的护套依次引导到位于一个或多个血管中的期望位置。

该实施方式中的护套包含植入物传送系统，能够传送如正文描述的一个或多个植入装置。这样的具有传送装置和引线的护套的实施方式在图12中示出。

在第二方面，本发明提供了一种适于植入和部署在血管内的自膨胀植入装置；所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，消融区域适于与血管表面接触，并且消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到植入物时有效地消融血管内的信号阻塞路径；其中所述消融区域包括显示磁滞的至少一种材料，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。

可优选地，所述材料包括含铁流体，即悬浮在热传导流体中的铁磁、亚铁磁和/或抗铁磁颗粒，其中所述材料可优选地含在所述植入装置内。在更优选的实施方式中，所述植入装置包括一个或多个流体密封腔室，所述流体密封腔室在所述热传导流体中包括所述铁磁、亚铁磁和/或抗铁磁颗粒。在甚至更优选的实施方式中，所述颗粒包括任何或任何组合的以下材料：SrFe₁₂O₁₉、Me_a-2W、Me_a-2Y和Me_a-2Z，其中2W是BaO:2Me_aO:8Fe₂O₃，2Y是2(BaO:Me_aO:3Fe₂O₃)，而2Z是3BaO:2Me_aO:12Fe₂O₃，并且其中Me_a是二价阳离子，其中二价阳离子可优选地选自镁、钴、锰和锌，和/或1Me_bO:1Fe₂O₃，其中Me_bO是选自镍、钴、锰和锌的过渡金属氧化物，和/或金属合金诸如La_0.8Sr_0.2MnO₃、Y₃Fe_5-xM_xO₁₂，其中M是铝或钆并且0<x<2，和/或钯、钴、镍、铁、铜、铝和硅的任何组合的金属合金，和/或钆、钍、镝、钬、铒和铥的任何组合与镍、钴和铁的任何组合的金属合金，和/或金属合金RMn₂X，其中R是稀土诸如镧、铈、镨或铌，而X是锗或硅任一。特别优选的是任何以下合金或以下合金的任何组合：具有28％或29.6％镍的NiCu、NiPd、具有6.15％钯的PdCo、具有4％镍的NiSi、(Ni,ZnO)Fe₂O₃、La_0.8Sr_0.2MnO_x、Y₃Fe_5-xAl_xO₁₂，其中1.0≤x≤1.7。颗粒可以具有任何大小，最长尺寸可优选地长于10纳米，更可优选地长于20纳米，并且最长尺寸小于500微米，可优选地小于100微米。在某些实施方式中，所述颗粒的最长尺寸小于1微米，可优选地小于200纳米。在其它实施方式中，所述颗粒的最长尺寸长于1微米，可优选地长于20微米。可优选地，所述颗粒悬浮的所述流体包括最佳热传导属性。在优选实施方式中，所述流体包括大的热容量。在另一优选实施方式中，所述流体包括低的热容量。用于颗粒磁性材料所使用和流体所使用的准确性质、量和组合取决于期望温度和热量，用于例如诱发肺静脉内壁的完整周向消融。在优选实施方式中，所述磁性材料包括居里或奈尔温度为37、38、39、40、41、42、43、44、45、46、47、48、49、50、51、52、53、54、55℃或之间的任何值或其任何组合，可优选地所述居里或奈尔温度小于75℃，更可优选地小于70℃，甚至更可优选地小于65℃，仍更可优选地小于62℃，还要更可优选地小于59℃，益发甚至更可优选地小于57℃，还要甚至更可优选地小于55℃。

在优选实施方式中，植入装置适于植入和部署在肺静脉内。

在特别优选的实施方式中，植入装置的各部分由显示磁滞且具有不同居里或奈尔温度的不止一种材料制成。

不同温度在不同位置导致不同病变，取决于植入装置的哪一个消融区域包括哪种材料。通过热隔离由具有不同居里温度的材料组成的植入装置的各部分，消融温度沿着植入装置的渐变是可能的。另外，包括具有更高热容量的材料的部分将更缓慢加热，但将在之后保持热得更久，等等。消融特性的设计可以通过设计植入物利用在植入物中使用的材料的磁性和热属性来完成。

在更优选的实施方式中，植入装置适合长期植入。在另一实施方式中，植入装置是可生物吸收的植入装置，或者是在一个或多个消融过程之后例如通过蒸发而消失的植入物。在优选实施方式中，植入装置可包括具有第一直径的近侧部和具有第二直径的远侧部，第二直径小于第一直径并且足够使所述植入装置安置在血管内。植入装置可进一步包括位于所述植入装置的近侧部或远侧部处或附近的锚固部件，与血管内壁比较，所述锚固部件适合将装置保持在相同的位置处或附近。锚固部件可包括钩或倒钩或本领域另外已知的用于将植入装置保持在期望位置的任何事物。

在优选实施方式中，植入装置包括弹性可压缩主体，所述主体包括外部可触发部并设置有锚固部件。主体可主要由线材制成，并且可处于膨胀或释放位置，设置有收窄的管状形状和/或稍微扁平收窄的管状形状，即在沿着纵轴的多数位置处的横截面是椭圆形的等，适合放置在肺静脉的窦的内部。主体也可包括两个和五个之间的圆形线材、第一较大圆形或椭圆线材，并且进一步包括具有缩小直径的圆形或椭圆线材，彼此定位和维持在一定距离处，至少当主体处于释放或未压缩位置时如此。主体可由编织的金属线材构建(具有多个互连、交叉和/或层，其允许许多与心脏中的血管壁连接，更具体地在心房中，更具体地在左心房和右心房中，更具体地在肺静脉的窦或窦口中。主体可构想为螺旋形状的线材，其直径沿着其纵轴逐渐下降。植入装置的绕组可与桥接的直立线材部相互连接，提供闭环以确保一旦释放装置则充分和圆形地覆盖例如肺静脉的窦/窦口。主体可显示向外弯曲且在它们之间仍然显示若干互连的纵向金属珠，以最终形成金属笼。植入装置其特征在于，如果要植入于肺静脉口处，可以在主体圆形或椭圆线材上测量的两个点之间的最大距离将在从3到30mm的范围内，更具体地从5mm到20mm，甚至更具体地从9mm到13mm。植入装置其特征在于，如果要植入于窦的部位处，可以在植入装置的主体圆形或椭圆线材上测量的两个点之间的最大距离将在从5到50mm的范围内，更具体地从8mm到40mm，甚至更具体地从10mm到30mm。植入装置的主体可主要由一种或多种金属合金制成。植入装置的主体可包括借助选自电磁辐射、直接或间接感应、声能量、机械振动、加热和/或改变植入物或其部分其它特性的能量场或能量场组合而可外部触发的部分。植入装置中使用的一些材料可具有响应于远程施加的交变磁场作出反应例如加热的类型。通过电磁辐射由外部部件、通过经时变磁场的滞后加热、通过直接和间接感应及通过焦耳加热、通过声、机械振动及化学能量手段、通过热/化学或机械/化学释放系统，能量可以提供给植入装置。主体可包括由不同金属合金制成的部分，可选地具有不同铁磁属性和/或吸收系数，具体响应于交变磁场。植入装置的主体各部分可设置有一个或多个具有变化属性的涂层。一个或多个线材或植入装置主体其它部分由不同合金和/或其它材料制成的不同层构成。植入装置其进一步特征在于，不同涂层或层表示针对外部施加的能量场的不同响应，例如针对外部施加的交变磁场。具有高隔离特性的远腔涂层或层可提供给植入装置。植入装置的主体可具有自膨胀属性，这多亏了所使用材料的弹性特性以及主体的几何形状，并且当它遇到反压约10到40，可优选地20到30，更可优选地22到28，甚至更可优选地约25mm Hg(等于变更左心房解剖所需要的扩张压力)时停止进一步膨胀。植入装置其特征在于，它设置有仅在引入到肺静脉/窦中时，例如在施加外部能量场之后才释放的有毒物质，该有毒物质然后产生有限的坏死/神经毒性的病变。这些毒素可包含但不限于乙醇、河豚毒素和蟾毒素、莫鲁蝎毒素、蝎毒素、卡律蝎毒素、玛格毒素、斯罗毒素、地种海葵毒素和赫福毒素、钙抑蛋白、泰卡毒素、钙阻蛋白和PhTx3、肉毒杆菌毒素、松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇、谷氨酸、异喹啉、N-甲基-(R)-猪毛菜酚、β-咔啉衍生物。植入装置可设置有微孔，其中提供了可以通过触发能量场释放的物质。植入装置可设置有热活性涂层，其仅在温度超过35℃时被激活，使得体温将触发激活。植入装置可设置有热活性涂层，其仅在温度超过45℃时被激活，使得外部施加能量场将触发激活。植入装置可设置有锚固部件，其主要由细长形状和/或膨胀力组成，可选地与线材结构组合，允许部分插入或压印于心脏的壁中，更具体地是心房，更具体地是左心房和右心房，更具体地是肺静脉的窦或窦口。这些锚固部件还可包括钩或倒钩等，可选地设置在植入物的向外指向部上。

在优选实施方式中，所述植入装置包括填充有一种或多种物质并且在植入物被加热时打开和/或在植入物获得体温时打开的腔室，和/或其中所述植入物包括涂层，所述包括一种或多种物质。

在优选实施方式中，根据本发明的植入装置包括最大周长和最小周长，以及最大周长和最小周长之间的比率，其中所述比率小于10，可优选地小于9，更可优选地小于8，甚至更可优选地小于7，仍更可优选地小于6，并且大于1.1，可优选地大于1.5，更可优选地大于2，甚至更可优选地大于2.5，仍更可优选地大于3。在优选实施方式中，植入装置包括沿着植入物纵向方向的可变周长，所述周长在至少20mm之间变化，可优选地至少25mm，更可优选地至少30mm，甚至更可优选地至少36mm，仍更可优选地至少42mm，还要更可优选地至少48mm，并且至多375mm，更可优选地至多350mm，甚至更可优选地至多325mm，仍更可优选地至多300mm，还要甚至更可优选地至多275mm，益发甚至更可优选地至多250mm。这样的比率或尺寸是必要的，特别地如果血管是肺静脉，特别地在所述血管的窦中或附近，确保血管内壁的实质周向带将对向。

在特别优选的实施方式中，当自膨胀植入装置处于膨胀状态时，所述周长是例如肺静脉或肺静脉窦的植入装置所适应的血管原始直径的至多200％，可优选地至多190％，更可优选地至多180％，甚至更可优选地至多170％，仍更可优选地至多160％，还要更可优选地至多150％。

在优选实施方式中，植入装置包括外表面，所述外表面包括锯齿状或机织或编织材料、拉管、偏心拉管、空心支柱、填充有流体的空心支柱或其任何组合。

在优选实施方式中，根据本发明的植入装置包括实质柱形形状，其直径可优选地为至少2mm，可优选地至少3mm，更可优选地至少4mm，甚至更可优选地至少5mm，仍更可优选地至少6mm，并且至多20mm，可优选地至多16mm，更可优选地至多13mm，甚至更可优选地至多10mm，仍更可优选地至多9mm。这样的形状或尺寸是必要的，特别地在所述血管的实质柱形部中，确保血管内壁的周向或螺旋带将对向。

在优选实施方式中，根据本发明的植入装置包括远侧部和近侧部，其中所述消融区域在从近侧部起的植入物总长度的50％内，可优选地在40％内，更可优选地在30％内。在优选实施方式中，根据本发明的植入装置包括远侧部和近侧部，其中所述消融区域在从近侧部起的25mm内，可优选地在20mm内，更可优选地在15mm内。如果植入装置定位在肺静脉中用于例如PVI，则近侧部意图定位在窦附近，而远侧部意图朝向窦口定位。使植入装置的消融区域更靠近近侧部因此会更高效地获得PV的窦中的周向消融。

在优选实施方式中，植入装置包括远侧部和近侧部，并且包括经由用于预防所述锚固装置过热的隔热连接而连接到所述植入物消融区域的锚固装置，可优选地其中所述锚固装置连接到远侧部。锚固装置可包括与植入装置其余部分不同的材料。特别地，锚固装置由于其尺寸、形状或材料可具有不同的热特性。锚固装置可连接到植入装置的远侧部，以最佳地锚固在例如PV的窦口中。隔热连接可包括隔热材料，或者其形状和尺寸可增加隔热，例如许多薄带或线材将锚固装置附接至消融区域。

在优选实施方式中，用于治疗动脉和静脉结构的所述系统包括根据任何以上实施方式的植入装置以及在设置有植入装置之后可优选地构想为从患者外部使用的激励或能量提供装置，其中激励用来改变植入装置的特性，以治疗植入装置所在的动脉或静脉结构。用于治疗动脉和静脉结构的激励装置可构想为与根据任何正文描述的实施方式的植入装置协作使用。

在优选实施方式中，植入装置的在植入所述植入装置时可以与患者血液开始接触的部分与植入装置的其余部分热隔离，使得在激励植入装置期间血液不会被加热或过热。这样的部分可包括远腔涂层或具有高隔离特性的层。明显的是，出于患者好处和舒适度考虑，加热血液应该尽可能地避免。

在另一实施方式中，植入装置包括具有一定居里温度的材料的芯部区域，由适合植入装置的用途的具有热和/或弹性属性的其它材料包围。如此，人们可以设计通过植入装置的温度轮廓。应该很明显的是，植入物的意在通过消融接触血管壁和形成病变的部分，应该被主要加热，而出于患者健康考虑，植入物的与血管或血液接触且不意在形成病变的其它部分应该尽可能低热量地接收。

在还有另一实施方式中，植入装置包括填充有一种或多种物质并且在植入物被加热时打开的腔室。在优选实施方式中，这些物质在释放到患者体内或血管壁中之前被混合，例如用来传送双组分神经毒素。在更优选实施方式中，这些物质是一种或多种以下物质的选择或组成：

-乙醇；

-河豚毒素和蟾毒素；

-莫鲁蝎毒素、蝎毒素、卡律蝎毒素、玛格毒素、斯罗毒素，地种海葵毒素或赫福毒素；

-钙抑蛋白、泰卡毒素、钙阻蛋白或PhTx3；

-肉毒杆菌霉素；

-松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇；

-谷氨酸；

-异喹啉；

-N-甲基-(R)-猪毛菜酚；

-β-咔啉衍生物。

有了这样的植入物，通过利用例如外部能量提供部件加热植入物以期望的力矩将期望的物质释放到血管壁或血液流中变得可能。此外，植入物和植入物中的腔室可设计成使得例如双组分神经毒素的两种成分在释放到主体中之前被混合。

在优选实施方式中，根据本发明的植入装置包括一种或多种毒素沉积物，可优选地位于所述装置的外表面上，由金属层覆盖的所述沉积物能够通过加热、可优选地通过滞后加热而解决。

在类似的方面，本发明提供了一种植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈、以及包括闭合位置和中断位置的温度控制开关。所述开关可优选地包括双金属器件和/或热敏电阻，诸如PTC热敏电阻，和/或所述开关可优选地包括温度传感器并且可优选地是数字的，包括恒温器，当所述传感器测量预定温度时，所述恒温器连接到所述传感器和所述开关，以中断所述开关因此中断所述电路。可优选地，当所述植入物处或附近的温度高于预限定消融温度时，所述开关布置成从所述闭合位置改变到所述打开位置。在优选实施方式中，当所述植入物处或附近的温度低于预限定的切换温度时，所述开关布置成从所述打开位置改变到所述闭合位置。在一个实施方式中，所述消融温度等于所述切换温度。在另一实施方式中，所述切换温度不同于所述消融温度，可优选地所述切换温度低于所述消融温度，例如低于所述消融温度至少0.01℃、0.1℃、0.5℃、1℃、2℃、3℃、4℃、5℃、6℃、7℃、8℃、9℃、10℃、11℃、12℃、13℃、14℃、15℃、16℃、17℃、18℃、19℃、20℃。在优选实施方式中，所述线路包括不止一个开关，例如2、3、4或更多个开关，可优选地串联连接，用于冗余，即用于确保至少一个开关功能如所期望的。

在还一类似方面，本发明提供了一种用于通过经由加热多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈和温度相关的LC线路，其中所述LC线路包括温度相关性的谐振频率。

在通过所述拾波线圈的时变磁通量的影响下，上述植入物的拾波线圈布置用于使电流感应通过与之连接的电路。到此，所述拾波线圈可优选地包括低电阻和高电感。

可优选地，所述拾波线圈包括电阻，所述电阻大于0.02Ohm，可优选地大于0.05Ohm，更可优选地大于0.1Ohm，甚至更可优选地大于0.15Ohm，仍更可优选地大于0.2Ohm，还要更可优选地大于0.3Ohm，还要甚至更可优选地大于0.5Ohm，和/或小于30Ohm，可优选地小于30Ohm，更可优选地小于25Ohm，甚至更可优选地小于20Ohm，仍更可优选地小于15Ohm，还要更可优选地小于10Ohm，益发甚至更可优选地小于5Ohm，最可优选地约1Ohm。

可优选地，所述拾波线圈包括电感，所述电感大于0.02μH，可优选地大于0.05μH，更可优选地大于0.1μH，甚至更可优选地大于0.15μH，仍更可优选地大于0.2μH，还要更可优选地大于0.3μH，还要甚至更可优选地大于0.5μH，和/或小于30μH，可优选地小于30μH，更可优选地小于25μH，甚至更可优选地小于20μH，仍更可优选地小于15μH，还要更可优选地小于10μH，益发甚至更可优选地小于7μH，最可优选地约4μH，例如1μH、2μH、3μH、4μH、5μH、6μH、7μH，或者是其间的任何值。

在优选实施方式中，所述加热线圈布置成与位于血管中、可优选地位于肺静脉中的基本完整的周向消融区域对向，以在所述血管的内壁上获得基本完整的周向信号阻塞病变。可优选地，所述加热器线圈包括高电阻和低电感。

可优选地，所述加热器线圈包括电阻，所述电阻大于0.4Ohm，可优选地大于1Ohm，更可优选地大于2Ohm，甚至更可优选地大于3Ohm，仍更可优选地大于4Ohm，还要更可优选地大于6Ohm，还要甚至更可优选地大于10Ohm，和/或小于150Ohm，可优选地小于100Ohm，更可优选地小于80Ohm，甚至更可优选地小于60Ohm，仍更可优选地小于50Ohm，还要更可优选地小于40Ohm，益发甚至更可优选地小于30Ohm，最可优选地约为25Ohm。

可优选地，所述加热器线圈包括电感，所述电感大于0.02μH，可优选地大于0.05μH，更可优选地大于0.1μH，甚至更可优选地大于0.15μH，仍更可优选地大于0.2μH，还要更可优选地大于0.3μH，还要甚至更可优选地大于0.5μH，和/或小于30μH，可优选地小于30μH，更可优选地小于25μH，甚至更可优选地小于20μH，仍更可优选地小于15μH，还要更可优选地小于10μH，益发甚至更可优选地小于7μH，最可优选地约为4μH，例如1μH、2μH、3μH、4μH、5μH、6μH、7μH，或者是其间的任何值。

在特别优选的实施方式中，加热器线圈的电阻大于拾波线圈的电阻，和/或拾波线圈的电感大于加热器线圈的电感。

在优选实施方式中，当例如通过外部能量提供部件诸如经由电感通过强加的时变磁场来激活植入物时流过加热器线圈的电流大于0.1A，可优选地大于0.2A，更可优选地大于0.3A，甚至更可优选地大于0.4A，仍更可优选地大于0.5A，还要更可优选地大于0.6A，益发甚至更可优选地大于0.7A，还要甚至更可优选地大于0.8A，并且小于10A，更可优选地小于8A，甚至更可优选地小于6A，仍更可优选地小于4A，还要更可优选地小于2A，益发甚至更可优选地小于1.5A，还要甚至更可优选地小于1A，最可优选地约为0.9A。

本发明的预定温度可优选地是植入物所放置的血管内壁的消融温度。可优选地，所述消融温度是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℃或之间的任何值。

在优选实施方式中，所述拾波线圈、所述加热器线圈和包括所述双金属器件的所述温度控制开关串联连接，其中当加热超过预限定温度时，所述双金属器件处于打开位置，由此中断所述线路并停止加热器线圈的加热，并且其中当其温度低于所述温度时，所述双金属器件处于闭合位置，由此闭合所述线路，使得电流，例如感应电流，可以流过加热器线圈。

可优选地，所述植入物包括能够经由从外部施加的时变磁场感应来拾取AC电流的线路供给线圈，所述供给线圈联接到AC-DC转换器，用于提供DC电流或电压，可优选地联接到所述开关或所述植入物的其它电子器件。

在优选实施方式中，植入物包括可以分离地闭合和/或打开的源电路和加热电路，其中所述源电路布置用于从所述拾波环中的感应的AC电流提供DC电压和/或电流输出。可优选地，所述DC输出连接到所述开关，为所述开关提供能量。可优选地，当所述开关闭合时，所述加热电路布置用于经由电阻加热来加热所述加热器线圈，由此允许加热电流流过所述加热器线圈。

在优选实施方式中，当所述开关闭合时，所述拾波线圈和所述加热器线圈串联连接，由此允许由所述拾波线圈通过感应拾取的电流流过所述加热器线圈，由此通过电阻加热来加热所述加热线圈。

可优选地，所述加热电流包括AC电流，如果所述开关闭合，所述AC电流可在所述拾波线圈中感应到并传递到所述加热器线圈，和/或所述AC电流可通过外部能量提供部件诸如外部发生器在所述加热器线圈中感应到。所述加热电流可包括DC电流，例如设置用于由联接到AC-DC转换器的供给线圈的DC电流。

在优选实施方式中，所述植入物至少部分地自膨胀。在优选实施方式中，所述植入物包括锥体状形状，用于植入到肺静脉的窦中。

可优选地，所述拾波线圈包括长度，所述长度大于10mm，更可优选地大于12mm，甚至更可优选地大于14mm，仍更可优选地大于15mm，还要更可优选地大于16mm，益发还要更可优选地大于17mm，益发甚至更可优选地大于18mm，还要甚至更可优选地大于19mm，最可优选地大于20mm，并且小于95mm，更可优选地小于90mm，更可优选地小于85mm，甚至更可优选地小于80mm，仍更可优选地小于75mm，还要更可优选地小于70mm，益发还要更可优选地小于65mm，益发甚至更可优选地小于60mm，还要甚至更可优选地小于55mm，最可优选地小于50mm。

可优选地，所述拾波线圈包括最大直径，当所述植入物处于膨胀位置时，所述最大直径大于10mm，更可优选地大于12mm，甚至更可优选地大于15mm，仍更可优选地大于18mm，还要更可优选地大于20mm，益发还要更可优选地大于22mm，益发甚至更可优选地大于24mm，还要甚至更可优选地大于26mm，最可优选地大于28mm，并且小于70mm，更可优选地小于65mm，甚至更可优选地小于60mm，仍更可优选地小于50mm，还要更可优选地小于40mm，益发还要更可优选地小于35mm，益发甚至更可优选地小于30mm，还要甚至更可优选地小于25mm，最可优选地小于20mm。

可优选地，所述加热器线圈包括长度，所述长度大于1mm，更可优选地大于2mm，甚至更可优选地大于3mm，仍更可优选地大于4mm，还要更可优选地大于5mm，最可优选地大于6mm，并且小于30mm，更可优选地小于27mm，还要更可优选地小于25mm，益发甚至更可优选地小于24mm，还要甚至更可优选地小于22mm，最可优选地小于20mm。

可优选地，所述加热器线圈包括最大直径，当所述植入物处于膨胀位置时，所述最大直径大于2mm，更可优选地大于4mm，甚至更可优选地大于6mm，仍更可优选地大于8mm，还要更可优选地大于10mm，益发还要更可优选地大于12mm，益发甚至更可优选地大于13mm，还要甚至更可优选地大于14mm，最可优选地大于15mm，并且小于90mm，更可优选地小于80mm，甚至更可优选地小于70mm，仍更可优选地小于60mm，最可优选地小于50mm。

可优选地，所述植入物包括所述拾波线圈与所述加热器线圈之间的距离，所述距离大于1mm，更可优选地大于3mm，甚至更可优选地大于5mm，仍更可优选地大于6mm，还要更可优选地大于7mm，益发还要更可优选地大于8mm，益发甚至更可优选地大于9mm，还要甚至更可优选地大于10mm，最可优选地大于12mm，并且小于80mm，更可优选地小于70mm，甚至更可优选地小于60mm，仍更可优选地小于50mm，最可优选地小于40mm。

本发明进一步提供了一种经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的系统，包括：植入物，包括如正文描述的包括拾波线圈的电路、加热器线圈和温度控制开关；和用于在植入装置的位置处生成时变磁场的磁场发生器，其中可优选地，所述磁场发生器包括用于改变由所述发生器生成的磁场的取向的取向部件。“改变磁场的取向”借此指的是改变时变磁场的极化和/或所伴随电磁波的传播方向。通过使用取向部件，发生器可以布置成提供沿着拾波线圈的纵轴时间变化最大的磁场，由此在所述拾波线圈中有效地感应电流。取向部件可包括可移动和/或可旋转的臂或天线状结构，诸如U-形电磁体。可优选地，所述系统包括四个诸如上文中公开的植入物。

在类似方面，本发明提供了一种经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的系统，包括：如该文献中公开的植入物，包括温度相关的LC线路，其中所述LC线路包括温度相关性的谐振频率；用于在植入装置的位置处生成时变磁场的磁场发生器；温度测量设备，布置用于测量所述LC线路的所述谐振频率并且布置用于将被测量的谐振频率关联到植入温度；温度控制部件，布置用于：

-从所述温度测量设备接收所述植入温度；

-比较所述植入温度与预定的消融温度；

-基于所述比较来控制由所述磁场发生器生成的时变磁场。

可优选地，所述系统包括四个诸如上文中公开的植入物。

在又一方面，本发明提供了一种方法，用于经由消融一个或多个肺静脉内壁上的基本完整的周向带通过肺静脉隔离来治疗患有心房颤动的患者，包括以下步骤：

-借助护套和引线将一个或多个植入装置植入于一个或多个肺静脉中，所述植入装置各包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域适于与所述肺静脉表面接触，并且所述消融区域至少与基本完整的周向带对向并且在将能量施加到所述植入装置时有效地消融所述肺静脉内的信号阻塞路径；

-缩回护套和引线；

-随后由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域，所述外部能量提供部件与植入装置空间分离。

在相关方面，本发明提供了一种方法，用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动，包括以下步骤：

-植入如本文献中公开的一个或多个植入物，所述植入物可优选地包括拾波线圈、加热器线圈和温度控制开关，或者可优选地包括温度相关的LC线路，其中所述LC线路在一个或多个肺静脉中包括温度相关性的谐振频率；

-在所述植入物的位置处施加时变磁场，由此将所述一个或多个植入物加热到预定的消融温度。

应该强调的是，在以上方法中，加热植入装置发生在手术过程之后。这改进了加热过程的方便性和患者的舒适度。

在类似方面，本发明提供一种用于加热一个、两个或更多个植入装置的方法，其适合植入于一个、两个或更多个血管中，包括以下步骤：

-随后借助护套和引线将所述植入装置定位于所述血管中，所述植入装置各包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域至少与基本完整的周向带或基本螺旋带对向，所述植入装置在将能量施加到所述植入装置时有效地消融所述血管内的信号阻塞路径；

-缩回护套和引线；

-由外部能量提供部件加热所述植入装置的消融区域，所述外部能量提供部件与所述植入装置空间分离；

其特征在于，所述加热发生在缩回所述护套和引线之后，并且所述植入装置的所述加热同时发生。

在所述方法的优选实施方式中，先于由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域观察到恢复周期。此外，该恢复周期足够长久以允许一个或多个植入装置被身体组织过生长(overgrown)。该恢复周期也可足够长久，以测试植入装置是否被良好定位并且在血管内基本不移动。

观察等待周期的优点有多个：患者有时间从手术过程恢复，在等待周期期间可以执行额外的测试，以检查植入装置是否被良好植入，身体组织可以使植入装置过生长，由此改进植入装置与血管内壁的接触，因此改进消融过程的效率，等等。

在所述方法的特别优选实施方式中，以适当间隔的时间间隔重复地执行由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域的步骤，所述外部能量提供部件与植入装置空间分离。

所呈现的方法的主要优点是，在多个消融过程是必须的情况下，不需要第二手术过程，即被植入的一个或多个植入装置可以重新使用于第二、第三、…消融过程。

在所述方法的更优选实施方式中，使用了如在该文献中描述的一个或多个植入装置。由此可以通过设计其形状、大小、材料组成、磁性和热属性，等等来设计植入装置，以产生需要的效果。

在所述方法的还要更优选实施方式中，使用了如在该文献中描述的系统。在这种情况下，植入装置可以由外部能量提供部件加热，并且可以达到植入物消融区域的高度受控的温度。

在优选实施方式中，至少一个植入装置包括适于肺静脉的形状。

在优选实施方式中，血管包括一个或多个肺静脉，并且所述植入装置的所述消融区域适于与所述肺静脉表面接触并且至少与基本完整的周向带对向，以在将能量施加到所述植入装置时消融所述肺静脉内的信号阻塞路径。在更优选实施方式中，植入装置定位在肺静脉的窦处或附近，和/或植入装置的消融区域定位成使得它们在肺静脉的窦处或附近与实质周向路径对向。

在所述方法的实施方式中，植入物所要植入的患者血管使用3D扫描技术诸如CT或MRI进行扫描，以例如当从窦口到达窦时收集血管变化直径的数据。根据这些数据，例如针对患者所有四个PV，人们可以推导植入物的必要形状和尺寸。这种测量可以在没有手术过程的情况下完成，由此增加患者的舒适度和健康，并且减少医疗风险。在这种测量之后，植入物可以定做以配合患者的一个或多个血管。明显地，与标准大小的植入物对比，定做的植入物增加了任何医疗过程的成功率。

以下测试描述了根据本发明实施方式的系统、装置和方法，只是它们应用到并测试于猪的治疗之中。

遵循良好的动物实践，十二头猪被麻醉。在右心房插导管之后，并且随之进行成功的间隔穿刺，引导导管放置在左心房中。心脏病专家以自由选择的顺序，四个肺静脉与引导导管依次接合。在此之后，0.014″引线把远端置于所选的肺静脉中。预选的(由预过程化CT扫描引导的)植入装置然后定位到肺静脉的窦/窦口中。基于控制准确位置--在植入装置上使用五个不透射线标记--自膨胀植入装置然后释放到窦/窦口/肺静脉中，以在肺静脉外部具有四个最近侧标记，而仅具有残留在肺静脉内部的第五最远侧标记。该过程在四个不同肺静脉口重复，使得在过程结束时所有四个植入物在原处。该过程于是终止，所有导管被抽回，实现止血，动物苏醒。

平均两周之后(14+/-5天)，将动物放置在专用磁场发生器内部，使用预限定方案来激活植入装置。

在植入物激活之后的日子，动物被重新插导管，再次横过隔膜地将引导导管放置到左心房中。将电生理学导管放置到左心房内部，从而可以执行信号映射。将套索导管放置到肺静脉内部，使得在刺激之后完整的进入块得以证明。所以，执行退出起搏，证明从肺静脉中没有心房捕获(显示退出块)，使得最后(双向)完整隔离得以证实。

所有过程是成功的，完整隔离在肺静脉中显示为47/48(98％)。注意到，无副作用或并发症。

病理解剖学显示出良好的附着生长，为46/48的情况。透壁病变呈现43/48(96％)的情况。

下文描述根据本发明实施方式的治疗猪的系统、装置和方法的另一测试。

将利用二十头国内猪，大约6个月大，重量约75公斤(165磅)。所有动物将接收乙酰水杨酸325mg，并且在该过程的日子里加载剂量为氯吡格雷600mg。在该过程之前进行大脑的MRI。

氯胺酮33mg/kg和咪达唑仑0.5mg/kg，补充以5-mg/kg氯胺酮丸和0.25-mg/kg咪达唑仑丸用于插管，将感应到麻醉。继插管之后，异氟醚1-3％和芬太尼30-100mcg/kg/h，将维持麻醉。股动脉进入将经皮获得，用于血流动力学监测。利多卡因2-4mg/kg静脉(IV)丸随之50mcg/kg/min连续IV注入将被管理，用于预防治疗心律失常。生命体征和ECG监测一直在执行。

双侧股静脉进入将经皮实现，并且在荧光透视引导下两个9-钫80-cm护套将定位在心脏中。IV肝素将被管理以实现激活的凝块时间>250s。8.5-钫心内回声(ICE)导管将被引入，以可视化解剖并方便间隔穿刺。双间隔穿刺将被执行，并且ICE导管被放置在LA中。14-钫可偏转引导护套将通过一个9-钫护套被引入在整个交换线材上。引导护套将依次前进到每个分离的肺静脉(PV)中。通过对比注射(如果必要，使用6F导管)将获得不同PV的造影。随后，PV电图将记录多极圆形电极导管。

使用PV造影作为引导，植入物的最适宜大小将被选择。理想地，两个装置植入于每个猪中。选择装置大小使之超出PV自然直径的15-20％。

可偏转的引导护套是针对选定PV的窦口，并且新的造影由目标静脉制成。加载有装置和J-尖端亲水性0.016″不透射线的引导线材的第二特意设计的可偏转13-钫护套制备于猪的身体外部。装置被彻底冲洗，以确保没有空气留在护套管腔的内部或装置的内部。在已经核实没有空气留在管腔内部之后，13钫护套、装置和引线被引入通过前述护套。13钫护套连接到加压滴注生理盐水和对比注射系统。引线前进深入到选定的PV。PV的新造影通过注射制成，通过具有装置的护套对比。具有装置的护套前进到PV中，远至选定装置的长度。另一造影被制成，以核实装置的最佳位置。现在，装置通过拉回13钫护套而被缓慢释放到PV的管腔中。以明确释放装置前的最终力矩，所述位置通过血管造影并且通过在已经部分到位的装置本身上推拉进行检查。仅在已经核实装置处于最佳位置之后，装置的释放系统被激活，在已经做出一个最终造影之后，装置充分部署到静脉中，并且13钫护套被拉回且从主体移除。

在已经植入期望数量的装置之后，安装磁体确保猪心脏处于目标区域。具体设计的温度计放置成通过14钫护套邻近装置。使用预限定的设定(振幅、频率、持续时间)来激活磁体。ICE导管一直监测左心房中微气泡的产生。

在完成静脉消融之后，多极圆形电极导管返回到静脉，而PV电图将再次被记录下来并在消融之前与原始电图比较。执行圆形电极导管的退出起搏，以证明双向阻塞。新的造影将在该阶段获得。

导管将被移除，并且十只急性动物将施以过量的巴比妥类药物。十只慢性动物将恢复并每日给予阿司匹林325mg和氯吡格雷75mg，并且将施以30天的后过程。尸体胸骨正中切口(postmortem median sternotomy)将被执行，而肺和心脏将从胸腔移除。肺将在没有心脏的情况下被仔细解剖，努力保持PV完好。LA将沿着顶部打开并用肉眼观察。各含有PV的组织块将从LA解剖。含有装置的静脉然后将周向切片，用于病理组织学检查。PV组织块将固定在福尔马林中，然后沾有苏木精和曙红、Movat的五色以及Masson的三色染料。

本发明进一步由以下非限制性示例描述，所述示例进一步说明本发明，并且并不意在也不应该解释为限制本发明的范围。

示例

图1表示根据本发明的植入物1的优选实施方式，具有圆形横截面(图1B)和椭圆形的横截面(图1C)。应该很明显的是，在示出植入物实施方式的其它图中，横截面也可以是圆形的或椭圆的，或者配合要最佳植入的血管的基本上任何其它形状。

表示的植入物1包括主体2，在这种情况下，成形为收窄管状笼并由金属线材3等制成，适合放置在肺静脉的窦内部。

更特别地，主体2在这种情况下设置有三个圆形线材：第一较大圆形线材4、中间中型的第二圆形线材5和第三较小圆形线材6。

但是，主体2的外表可设置有多于或少于三个环，例如两个到五个，更具体地三个到四个，或者甚至多于五个环。

第一较大圆形线材4借助在这种情况下为三个的斜直而直立的线材部7与中间中型第二圆形线材5连接。

以类似方式，中间中型第二圆形线材5借助在这种情况下也为三个的斜直而直立的线材部8与第三较小圆形线材6连接。

线材部8在此位于相对于线材部7的中间位置。

结果是收窄的管状笼，也可能描述为主要锥形或漏斗形状的主体2，设置有彼此以一定距离定位的三个圆形线材，至少当主体2处于释放或未压缩位置时如此。

概括地说，自膨胀主体2可优选地设置有配合静脉例如肺静脉解剖的形状。

根据优先实施方式，圆形线材可设置有主要椭圆形状，使得主体2由汇聚直径的不同椭圆环构建，理想地适于肺静脉的解剖。

如果要植入于心脏中，更具体地为心房，更具体地为左心房和右心房，更具体地为肺静脉的窦或窦口，则主体2的这些环的典型直径范围为从3到30mm，更具体地在5mm和20mm之间，甚至更具体地在9mm和13mm之间。

如果要植入于窦的部位处，则主体2的这些环的典型范围从5mm到50mm，更具体地从8mm到40mm，甚至更具体地在10mm和30mm之间。

多亏所使用材料的弹性特性，并且多亏主体2的几何形状，主体2具有自膨胀属性。

如果要使用金属，则它可以是基于镍钛诺的，因其卓越的自膨胀属性而已知。

当它遇到的压力约为1到150mm Hg时，更具体地为3到80mmHg，更具体地为5到60mm Hg，更具体地为10到40mm Hg，其等于变更左心房解剖所需要的扩张压力，自膨胀主体2构想成停止膨胀。

替代地，可构想自膨胀笼，存在不同圆形或椭圆形状的互连的环。环可形成为使得螺旋形式得以形成。螺旋的不同环也将互连，使得加热时或从笼中释放物质时，没有用于电气信号循环的开口被留下打开。

在这种情况下，所使用的材料具有响应于远程施加的交变磁场而作出反应例如加热的类型。

取决于构建主体2的金属合金的吸收属性，滞后的原理导致笼中金属被加热。

替代的是电磁场发生器，其改变极性并因此诱发放入场内部的材料的滞后加热。系统可使用某些材料所拥有的居里温度(某一材料可以加热到的温度，进一步的能量传送不再改变温度)，直到应该且可以达到的目标温度。例如，铁酸锌(Z_nFe₂O₄)是居里温度在30和45摄氏度之间的材料。

其结构包括铁酸锌的金属合金笼可因此精确地加热到45度，接近可期望用于适宜消融用途的目标温度。

将能量传送到笼的另一替代可能是直接感应，使用磁性芯部，再次利用滞后加热但采用更直接的方式。

将能量传送到笼的另一替代可能是通过热化学释放系统以外部触发来使用电磁辐射，其中化学物仅释放到需求和适宜的部位。

明显的是，可以施加仍为替代的能量场，诸如电磁辐射、滞后加热、达到居里温度、直接感应、热/化学释放系统、机械/化学释放系统、间接感应、焦耳加热、声能量、机械振动、化学释放系统。

替代地，主体2可以设置有仅在引入到肺静脉/窦中释放、例如在施加外部能量场之后释放的有毒物质，该有毒物质然后产生有限的坏死/神经毒性的病变。

在图2中，表示根据本发明的植入物1的替代实施方式。

主体由具有多个互连、交叉和层的编织金属线材9构建。这种重复允许与心房血管或其它壁产生许多连接。

在图3中，植入物1构想为螺旋形状线材10，其直径沿着其纵轴逐渐下降。

绕组10A-10D，在这种情况下为四个，与桥接的直立线材部8相互连接。

该实施方式因此不同于如图1表示的实施方式之处是，单个或连续螺旋形状的线材代替不同圆形线材4-6。

桥接的直立线材部8，除了对植入物1的给定结构和强度，还提供闭环。

的确，不同绕组10A-10D仍然互连，以确保一旦装置被释放，充分而圆形的病变发生在心脏中，更具体地为心房，更具体地为左心房和右心房，更具体地为肺静脉的窦或窦口。

在图4中，植入物显示出向外弯曲的纵向金属珠11，它们之间仍然显示若干互连，以最终形成金属笼。

根据本发明的植入物1可包括由不同金属合金制成的部分，可选地具体响应于交变磁场具有不同铁磁属性和/或吸收系数。

替代地，植入物1的基本结构可由同一种材料制成，其可设置有属性变化的涂层部。

图5图示的实施方式示出构想为螺旋形状线材10的植入物，其直径沿着其纵轴逐渐下降，但在与图3表示的实施方式相对的地方，绕组10A-10E，在这种情况下为五个，借助桥接的直立线材12相互连接，桥接的直立线材12从最大绕组10A延伸直到最小绕组10E。

植入物1的最大绕组10A由自膨胀属性的金属合金构建，并且覆盖有最小铁磁属性100的金属层。

下一绕组10B由相同的自膨胀合金构建，覆盖有在滞后现象期间能量吸收率较高的材料层，因此变更磁场将展现不同的加热属性200。

绕组10D和位于最大绕组10A最远侧的10E，位于肺静脉的远离心脏的部分中，设置有滞后现象期间能量吸收率仍较高400的材料层。

根据植入物1的另一实施方式，在图6中示意性地表示出其一部分，构建植入物1主体2的线材由不同层构成，在这种情况下为不同合金15、16和17制成的三层。

这些不同合金彼此接触，并且取决于要施加的不同磁场，它们将呈现不同属性。

明显的是，替代于或者与上述或其它特征组合，一个或多个层可以具有高隔热特性，以将热量导向至需要的地方，并且隔离各部来预防非期望的血液或组织加热。

根据植入物1的另一实施方式，在图7中示意性地表示出其一部分，主体2设置有微孔18，微孔18位于其中设置物质的近腔侧13(与远腔侧14对比)。

这样的物质可例如是一种或多种以下物质的选择或组成：

-乙醇；

-河豚毒素和蟾毒素；

-莫鲁蝎毒素、蝎毒素、卡律蝎毒素、玛格毒素、斯罗毒素、地种海葵毒素或赫福毒素；

-钙抑蛋白、泰卡毒素、钙阻蛋白或PhTx3；

-肉毒杆菌霉素；

-松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇；

-谷氨酸；

-异喹啉；

-N-甲基-(R)-猪毛菜酚；

-β-咔啉衍生物。

当主体盘绕在一起时，例如先于设置在引导导管系统中，微孔18是闭合的；而在释放到其终点部位时，基于膨胀，这些微孔18打开，使得笼金属臂内部的物质可以释放。

根据植入物1的另一实施方式，在图8中示意性地表示出其一部分，主体2由热活性涂层19覆盖，热活性涂层19仅在温度超过35℃时激活，使得体温将会触发激活。

替代地，可以设置热活性涂层19，其仅在温度超过45℃时激活，使得外部施加能量场将会触发激活。

替代地，隔热材料44可以设置在植入物的与主体可优选地未加热部分、诸如血管壁或血液一些部分开始接触的部分处。借此，植入物的被加热的部分与例如血液隔热。

能量场可能例如是远程施加的交变磁场，多亏滞后效果来加热植入物1的主体2。

在所述激活温度下，涂层19被吸收，而残留在涂层20下面的活性器件释放到血管壁中。

注意到，细长形状和/或膨胀力提供可以考虑为植入物1的锚固部件。

替代地，钩或倒钩等29可以如在图11中设置于植入物1的向外指向部上，一旦它放到位会为植入物1提供保证的锚固。

根据还是另一实施方式，外环或其它笼结构安装到窦中，或者整个笼可配备有一结构以增加笼不动的可靠性，以确定植入物的固定位置，以减少植入物在植入后的运动可能性。

放置植入物的方法是容易的，并且可以如下文描述地执行。

根据已知的实践，导管30及引线31被引入，直到植入物1被留下的位置。这在图12和13中被示意性地示出。

拉回导管而将植入物1留到合适位置会导致植入物1膨胀。

因为植入物1的形状和/或弹性特性适宜于配合且可选地压靠在动脉或静脉结构上，例如为肺静脉，所以以安全而自我锚定的方式留下植入物1。

在充分拉回导管之后，植入物1被充分释放。

替代地，可以施加熟知的气囊膨胀。

适宜周期可以先于施加外部能量场等待，以触发植入物1的可触发部。

可以考虑通过简单施加适宜能量场的各种连续治疗，无需执行更新的微创过程，这是根据本发明的植入物和系统的主要优点。

此外，在植入物1设置有变化子结构的情况下，其中每个响应于外部施加的能量场，可以考虑变化的治疗，例如借助增加强度。

可以用表征有具体频率的远程施加的交变磁场例如触发每个部分。

明显的是，当参考病变时，这些可关注延伸直到外部壁的透壁病变，并且与离散或构成的部分病变相对而言，病变可以是连续的。事实上，当正文中公开的本发明用于通过PVI治疗AF时，可优选的是，病变是连续的并因此在血管壁周围形成基本周向带，由此将PV与左心房电隔离。

本发明绝不限于举例描述和附图表示的实施方式；反之，根据本发明用于治疗动脉和静脉结构的这样的植入物以及植入物与激励装置的系统可以做在所有类别的形状和尺寸之中，而仍然保持在本发明的范围内。

图9示出圆形编织植入物21，其中一个周向区域22包括具有一具体居里温度的合金，并且第二周向区域23包括具有另一具体居里温度的合金。

图10示出漏斗形状编织的植入物24，其中一个周向区域25包括具有一具体居里温度的合金，第二周向区域26包括具有另一具体居里温度的合金，并且第三周向区域27包括具有又一具体居里温度的合金。

图11示出漏斗形状编织的植入物28，具有小倒钩形式的锚固部件29。

图13示出导管30如何引导通过插入静脉34、通过右心房36、通过孔到左心房35、到达肺静脉37的方式。详细地，PV的窦口38和窦39被指出。

图14表示外部能量提供部件42的实施方式，它在消融过程43期间可以用于治疗患者。

图15示出处于合适位置40的植入物以及位于PV的窦中横截面41中的消融区域。

图18示出植入物的另一实施方式，其具有沙漏形状45，其中在直径变得更小的中间区域附近，一套加热环46附接在植入物沙漏形部分的周围。加热环以隔热方式附接至沙漏形部分，使得当加热环被加热时有很少的热量传递到血液流。此外，加热环意在与该血液流完全分离，因为沙漏形部分可由血液粘稠组织覆盖，并且可在植入端47和48处或附近夹紧到血管中。

图19示出包括保险丝的植入物的实施方式，使得在一定的温度下，更具体地在实现最佳消融所达到的温度下，在40和80摄氏度之间，更具体地在45和60摄氏度之间，可生成的线路被中断。这来源于以下现象：当植入物，更具体地为金属植入物，更具体地为镍钛诺植入物被带到交变磁场时，生成电流通过金属植入物本身，因此由本身生成加速的加热(感应和焦耳加热)。该现象导致极其迅速地加热植入物，这可以通过中断可通过植入物的电流而停止。这种电流的停止可由安装在金属植入物内的保险丝导致，并且例如可存在当加热超过一定的温度时断路的电阻。在这种情况下，保险丝将停止进一步加热超过45-60度的温度，更具体地为50-55度。图19a示出保险丝的细节图。

在不同构造中，如图20示出的，金属植入物可以由形状记忆合金构建，使得在加热装置时，不同金属部分占有另一构造，由此中断可以通过植入物的电流。开关或保险丝打开和关闭位置的细节分别在图20a和20b中示出。该不同的即打开的构造潜在地由金属的原始形式组成，使得它返回到其“记忆形状”。这被称为“形状记忆金属”。

在仍然不同的构造中，如图21示出的和图21a的细节，植入物由两种不同材料组成，这两种不同材料在加热两种不同金属之间的联系时会中断，以停止电流通过植入物。

该申请的另一出彩之处在于，加热需要是单向的。血液需要与加热隔离，出于以下两个原因：第一，血液不应该被加热，因为血液中的蛋白质可以变性且形成凝块；第二，因为血液是巨大的热量消散器，可减去过多的热量远离植入物，它将需要过多能量使植入物的消融区域到达期望温度。因此，广阔涂层形成在植入物周围，但几乎完全在如图22图示的远腔侧，使得当植入物被加热时，没有热量朝向血液流消散。

图23图示本发明的概念，其中植入装置(55)设置有内置热开关(54)。借此，所述植入物可通过施加时变磁场而激活，例如可以由电磁体或电磁线圈或天线(51)产生的射频场。如果所述开关(54)是闭合的，则所述时变磁场可在所述电路中感应出电流，通过所述拾波线圈(53)和所述加热线圈(52)。开关是闭合的或是打开的，取决于开关位置处或温度传感器附接至所述开关(可优选地经由恒温器)的位置处的温度。

图24图示植入物在血管中处于膨胀位置的尺寸。借此，血管(65)典型地介于5mm至50mm宽，例如20mm的直径。加热器线圈(62)可以约20mm长，而拾波线圈(63)可以，并且可优选地，长于20mm。图24的热开关(64)定位在加热器线圈(62)附近，并且取决于所述加热器线圈处或附近的温度而打开或闭合。加热器线圈与血管在加热器线圈整个长度上的周向消融区域对向。

图25a-g图示本发明的不同实施方式，其中线圈的形状以及绝对和相对大小可在不同实施方式间不同。加热器线圈(72)和拾波线圈(73)可以清楚认定，呈现的拾波线圈(73)包括大量绕组，以增加它们的电感。热开关(74)，在图25a-e中附接至印刷电路板(pcb)并被涂覆，联接到加热器线圈(72)和拾波线圈(73)。在图25d-g中，包括一个或多个电子电路的pcb(75)可能包含热开关，和/或供给线路线圈联接到拾波线圈(图25f-g)或开关(图25d-e)。线圈的形状可以布置成安装到具体的血管中，例如柱形静脉或动脉(图25a)或锥体形静脉或动脉(图25b-g)。特别地针对肺静脉，用于植入于窦口(图25b、25d、25g)中的锥体形加热器线圈是首选的。

加热器线圈(76)的绕组在激活植入物时诱发血管的壁(78)中的温度轮廓(77)。这图示于图26中，图26图示的是，热量主要沉积在绕组附近，血管(79)的外侧也可以加热到一增加温度。适宜地模型化血管和测试机构允许设定用于植入物的最佳温度，以消融血管内壁的信号阻塞路径，而不会不必要地损坏应该保持完好的组织。

包括例如PTC(80)或热敏电阻开关的其它实施方式图示于图27a-b中，用于实质柱形的植入物。

在一些实施方式中，有必要或建议使用需要操作DC电流或电压的电气器件。在这样的实施方式中，必要的是，植入物包括AC-DC转换器，以将经由感应而流过植入物至少一部分线路的AC电流转换成DC电流。该转换器可从拾波线圈或供给线路线圈获得AC输入电流。这样的转换器可以是可以附接至pcb(81)并联接到如图28图示的线圈的较大电子电路的一部分。

图29a-d图示出电子电路，其可以用在本发明植入物的实施方式中。如果大电流被发送通过加热器线材或加热器线圈，则加热器线圈生成热量，并且加热器线圈周围的温度上升。如果没有电流通过加热器线圈，则因为冷却血液流内部而使温度下降。对于消融，55℃附近的目标温度可需要达到并保持一定的时间量。数字恒温器PCB(IC1)借助温度传感器测量温度，并且借助开关(IC3)将通过加热器线圈的大电流切换成开或关，借此迫使加热器线圈附近的温度上升或下降。加热器线圈借助在大拾波线圈中感应到的能量来提供动力。控制线路由分离的线圈来提供动力。

温度传感器测量内部温度，并将其与2℃磁滞回线下的55℃比较。如果被测量温度高于55℃，则该芯片提供高输出电压水平(5V)；如果温度低于55℃的目标温度，则提供低输出电压水平(0V)。使用该恒温器芯片(IC1)来控制开关(IC3)，它在这种情况下是具有整合的光电耦合器的固态继电器(SSR)，因为该SSR能够切换由拾波线圈感应的交流电流。由于该开关(IC3)需要比温度传感器可以提供(恒温器芯片可具有非常低的输出电流驱动能力)的更大的电流，需要使用缓冲器。因为高的开关输入电压导致闭合状态而低的电压导致打开状态，该缓冲器借助具有大输出电流的逆变器(IC2)来实现。开关(IC3)与逆变器(IC2)之间例如330Ohm的电阻器(R1)限制开关驱动电流，借此保护开关输入。该链(图29b)提供温度控制。因为该链由活性装置组成，这可以仅在充分供给的情况下工作。图29a的链提供了由分离的线路供给线圈传送的输入AC电压的稳定的5V供给电压输出。该线圈提供比功率链需要的更低AC电压。输入AC电压由半波整流器(D1)转变成DC电压，高于目标5V。然后使用5V线性调节器(IC4)将该电压转变成稳定的5V电源。整个设计可见的例如100nF的电容被放置去耦合(供给电压的局部稳定)。

符号GND、VAC和5V各表示净值，以相同的名字连接符号。这些没有其它物理含义，仅是另一连接。GND是电压参考的通用标志(因为所有电压均需要参考线路内部的一些点)。这不应被误认为是接地。GND通常选择为以非常低的阻抗进行连接，因此通常实现为参考平面。

连接器CON1是加热器线圈(p_入1)、线路供给线圈(p_入2)和电压参考GND(p_入3)的接口。

电路的另一实施方式图示在图29c-d中。该板是较小式样，作为图29a-b中呈现的一个。功能性保持一致，但它使用的是较小器件。调节器(IC4)是不同的，而开关和电阻器结合成一个器件(IC3)。另外，大连接器改变成三个较小连接器CON1-CON3。可以使用额外的连接器CONVCC、CONGND和CONT_出将板分成具有温度传感器的小板和具有芯片其余部分的另一板。这样，小温度传感器可以带到更靠近加热器线圈。

在图29a-d中，图示了根据本发明的植入物的实施方式，其中植入物包括分离的供给线圈，具有专用的供给线路来提供其它器件，诸如恒温器、逆变器和恒定DC电压为例如5V的开关，如图29e图示。在根据本发明的植入物的其它实施方式中，中心抽头(center tap)可使用于拾波线圈侧，以获得线路电源代替分离的线路电源线圈(图29f)。这似乎更易于整合于植入物中代替使用第三线圈。该后一实施方式可引起以下额外问题：中心抽头可置于开关链内部。如果大的电流流过线圈组合，则该电流生成的磁场抵消掉实际导致该电流流动的外部磁场。这导致横跨线圈端子的电压降。这意味着在闭合开关的情况下，横跨线圈端子的电压可以比打开开关的情况低得多。该电压差可能由于高功耗而导致调节器失效。为了解决该问题，需要添加额外器件到线路以预防此问题。这样的器件可添加在例如微型芯片设计中。

图30a-34图示外部能量提供部件的实施方式，其可以使用于本发明的系统或方法中，用于通过在植入物位置提供时变磁场来提供能量给植入物。

图30a-b以及图33-34图示一实施方式，其中带有植入物的患者在加热过程期间可坐下，因为时变磁场优先产生在发生器(91)的弧形臂(90)内。臂能够旋转，可优选地绕横轴(92)旋转，并且患者椅子(93)也可旋转，可优选地绕竖轴旋转，并且可上下移动，使得发生器磁场与植入物中的感应场之间达到最佳的感应耦合。发生器的最佳位置可取决于患者，以及患者的被治疗血管的取向。因此发生器如这些图中所图示的，其中磁场的取向和大小两者可随时间变化，在该文献呈现的系统和方法中是特别优选的。

图31图示在台子(94)周围使用大磁场发生器(91)的可能性，患者可以躺在台子(94)上接受治疗。台子可以水平地移动通过发生器。

图32a-b图示磁场发生器(91)，其能够生成不同取向的场，其中最佳地感应植入物中的电流的取向可以适应患者依赖的方式。

本发明不限于先前描述的任何实现形式，并且一些修改可以添加至所呈现的制造示例，而没有对所附权利要求进行重新评价。例如，本发明已经就PV进行了描述，但明显的是，例如，本发明可以应用至其它血管。

本发明关注但不限于：

1.用于加热一个、两个或更多个植入装置的方法，所述植入装置适合植入于一个、两个或更多个血管中，包括以下步骤：

-随后借助护套和引线将所述植入装置定位于所述血管中，所述植入装置各包括沿着至少一部分其长度的消融区域，所述消融区域至少与基本完整的周向带或基本螺旋带对向，所述植入装置在将能量施加到所述植入装置时有效地消融所述血管内的信号阻塞路径；

-缩回护套和引线；

-由外部能量提供部件加热所述植入装置的消融区域，所述外部能量提供部件与所述植入装置空间分离；

其特征在于，所述加热发生在缩回所述护套和引线之后，并且所述植入装置的所述加热同时发生。

2.根据第1点的方法，其中，每个所述植入装置的至少部分由显示磁滞的至少一种材料制成，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。

3.根据第2点的方法，其中，所述植入装置包括含铁流体。

4.根据第1至3点任一点的方法，其中，加热由外部能量提供部件发生，所述外部能量提供部件在所述植入装置的位置处形成时变磁场。

5.根据第1至4点任一点的方法，其中，所述植入装置的至少一个包括热活性涂层，所述热活性涂层包括35℃和37℃之间的激活温度，使得体温将触发激活。

6.根据第1至4点任一点的方法，其中，所述植入装置的至少一个包括热活性涂层，所述热活性涂层包括超过45℃的激活温度，使得激活仅在所述消融区域由所述外部能量提供部件加热时触发。

7.根据第1至6点任一点的方法，其中，所述植入装置包括能够产生有限的坏死和/或神经毒性的病变的物质。

8.根据第6点的方法，其中，所述植入装置的至少一个包括腔室，所述腔室填充有所述物质并且在植入物被加热时打开。

9.根据第6至8点任一点的方法，其中，至少两种物质在释放之前进行混合，例如传送双组分神经毒素。

10.根据第6至9点任一点的方法，其中，所述物质是一种或多种以下物质的选择或组成：

-乙醇；

-河豚毒素和蟾毒素；

-莫鲁蝎毒素、蝎毒素、卡律蝎毒素、玛格毒素、斯罗毒素，地种海葵毒素或赫福毒素；

-钙抑蛋白、泰卡毒素、钙阻蛋白或PhTx3；

-肉毒杆菌霉素；

-松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇；

-谷氨酸；

-异喹啉；

-N-甲基-(R)-猪毛菜酚；

-β-咔啉衍生物。

11.根据第1至10点任一点的方法，其中，至少一个植入装置包括适于肺静脉的形状。

12.根据第1至11点任一点的方法，其中，所述血管包括一个或多个肺静脉，并且其中所述植入装置的所述消融区域适于与所述肺静脉进行表面接触并且至少与基本完整的周向带对向，用于在将能量施加到所述植入装置时消融所述肺静脉内的信号阻塞路径。

13.根据第1至12点任一点的方法，其中，先于由外部能量提供部件加热一个或多个植入装置的消融区域而观察到恢复周期，其中所述恢复周期可足够长久，以允许植入装置整合到血管壁中。

14.根据第1至13点任一点的方法，其中，以适当间隔的时间间隔重复地执行由外部能量提供部件加热植入装置的消融区域的步骤，所述外部能量提供部件与植入装置空间分离。

15.一种自膨胀植入装置，适于植入和部署在血管内，所述植入物包括沿着至少一部分其长度的消融区域，消融区域适于与血管进行表面接触，并且适于至少与基本完整的周向带或螺旋带对向，并且所述消融区域在将能量施加到植入装置时有效地消融血管内的信号阻塞路径。

16.根据第15点的植入物，其中，所述消融区域包括显示磁滞的至少一种材料，诸如铁磁、亚铁磁或抗铁磁材料。

17.根据第16点的植入物，其中，所述植入装置包括含铁流体。

18.根据第15至17点任一点的植入物，包括热活性涂层，所述热活性涂层包括35℃和37℃之间的激活温度，使得体温将触发激活。

19.根据第15至17点任一点的植入物，包括热活性涂层，所述热活性涂层包括超过45℃的激活温度，使得激活仅在所述消融区域由所述外部能量提供部件加热时触发。

20.根据第15至19点任一点的植入物，包括能够产生有限的坏死和/或神经毒性的病变的物质。

21.根据第20点的植入物，包括腔室，所述腔室填充有所述物质并且在植入物被加热时打开。

22.根据第20或21点任一点的植入物，其中，所述物质在释放之前进行混合，例如传送双组分神经毒素。

23.根据第20至22点任一点的植入物，其中，所述物质是一种或多种以下物质的选择或组成：

-乙醇；

-河豚毒素和蟾毒素；

-莫鲁蝎毒素、蝎毒素、卡律蝎毒素、玛格毒素、斯罗毒素、地种海葵毒素或赫福毒素；

-钙抑蛋白、泰卡毒素、钙阻蛋白或PhTx3；

-肉毒杆菌霉素；

-松弛素D、雷帕霉素、西罗莫司、佐他莫司、依维莫司、紫杉醇；

-谷氨酸；

-异喹啉；

-N-甲基-(R)-猪毛菜酚；

-β-咔啉衍生物。

24.根据第15至23点任一点的植入物，包括适于肺静脉的形状。

25.根据第24点的植入物，其中，所述植入装置的所述消融区域适于与所述肺静脉进行表面接触并且至少与基本完整的周向带对向。

26.根据第15至25点任一点的植入物，包括最大周长和最小周长以及最大周长和最小周长之间的比率，其中所述比率小于7并且大于3。

27.根据第15至26点任一点的植入物，包括沿着植入物纵向方向的可变周长，所述周长在至少36mm和至多250mm之间变化。

28.根据第15至25点任一点的植入物，包括实质柱形形状，所述实质柱形形状包括至少5mm并且至多10mm的直径。

29.根据第15至28点任一点的植入物，包括远侧部和近侧部，其中所述消融区域位于从近侧部起植入物总长度的50％以内。

30.根据第15至29点任一点的植入物，包括远侧部和近侧部，其中所述消融区域位于从近侧部起的15mm内。

31.根据第15至30点任一点的植入物，包括远侧部和近侧部，并且包括锚固装置，所述锚固装置经由隔热连接而连接到所述植入物的消融区域，以预防所述锚固装置的过热，其中所述锚固装置连接到远侧部。

32.一种系统，包括一个、两个、三个、四个或更多个根据第15至31点任一点的植入装置。

33.根据第32点的系统，包括外部能量提供部件，所述外部能量提供部件与所述植入装置空间分离，并且能够提供能量给所述植入装置，以增加植入装置的消融区域的温度直到消融温度。

34.根据第32或33点任一点的系统，包括：

-护套，适合将一个或多个植入装置运送和传送到位于一个或多个血管中的期望位置或附近；以及

-引线，适合将具有一个或多个植入物的护套依次引导到位于一个或多个血管中的期望位置。

35.根据第32至34点任一点的系统，包括一个、两个、三个或四个根据第15至31点任一点的植入装置，每个植入装置适于相应的肺静脉。

Claims (16)

1.用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈、以及包括闭合位置和中断位置的温度控制开关，所述拾波线圈布置成在通过所述拾波线圈的时变磁通量的影响下，用于感应电流通过与之连接的所述电路的至少一部分，其中所述加热线圈布置用于与肺静脉血管中的基本完整的周向消融区域对向，以在所述血管的内壁上获得基本完整的周向信号阻塞病变，并且其中所述开关布置成当所述植入物处或附近的温度高于预限定的消融温度时从所述闭合位置改变至所述打开位置。

2.根据权利要求1所述的植入物，其中，所述植入物是至少部分自膨胀的。

3.根据任一项前述权利要求所述的植入物，包括锥体状形状，用于植入到肺静脉的窦中。

4.根据任一项前述权利要求所述的植入物，其中，所述拾波线圈包括大于15mm并且小于75mm的长度。

5.根据任一项前述权利要求所述的植入物，其中，所述拾波线圈包括最大直径，当所述植入物处于膨胀位置时，所述最大直径大于10mm并且小于60mm。

6.根据任一项前述权利要求所述的植入物，其中，所述加热器线圈包括大于3mm并且小于25mm的长度。

7.根据任一项前述权利要求所述的植入物，其中，所述加热器线圈包括最大直径，当所述植入物处于膨胀位置时，所述最大直径大于10mm并且小于70mm。

8.根据任一项前述权利要求所述的植入物，包括所述拾波线圈和所述加热器线圈之间的距离，所述距离大于5mm并且小于50mm。

9.用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的系统，包括：

-根据权利要求1至8任一项所述的一个或多个植入物；

-用于在植入装置的位置处生成时变磁场的磁场发生器。

10.根据权利要求9所述的系统，其中，所述磁场发生器包括取向部件，用于改变由所述发生器生成的磁场的取向。

11.根据权利要求9至10任一项所述的系统，包括四个根据权利要求1至8任一项所述的植入物。

12.用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈以及温度相关的LC线路，其中所述LC线路包括温度相关性的谐振频率。

13.根据权利要求12所述的植入物，包括锥体状形状，用于植入到肺静脉的窦中。

14.用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的系统，包括：

-根据权利要求12至13任一项所述的植入物，包括：包括拾波线圈的电路、加热器线圈以及温度相关的LC线路，其中所述LC线路包括温度相关性的谐振频率；

-用于在植入装置的位置处生成时变磁场的磁场发生器；

-温度测量设备，布置用于测量所述LC线路的所述谐振频率并且布置用于将被测量的谐振频率关联至植入温度；

-温度控制部件，布置用于：

·从所述温度测量设备接收所述植入温度；

·将所述植入温度与预定的消融温度比较；

·基于所述比较控制由所述磁场发生器生成的时变磁场。

15.根据权利要求14所述的系统，包括四个根据权利要求12至13任一项所述的植入物。

16.用于经由加热通过多次消融肺静脉的内壁来治疗心房颤动的方法，包括以下步骤：

-将一个或多个根据权利要求1至8任一项所述的和/或根据权利要求12至13任一项所述的植入物植入于一个或多个肺静脉中；

-在所述植入物的位置处施加时变磁场，由此将所述一个或多个植入物加热到预定的消融温度。