CN105530986A - 用于经血管肿瘤栓塞的具有综合流量调节的设备及方法 - Google Patents

Abstract

一种导管组件，其可以具有导管体和可膨胀球囊。所述导管体具有近端、远端和球囊膨胀腔。所述可膨胀球囊附接至所述导管体的所述远端。所述球囊具有至少部分限定内部容积的内表面。所述球囊被构造成使得所述内部容积可以与所述导管体的所述膨胀腔流体连通以使所述球囊膨胀。所述球囊还具有近侧表面和远侧表面。所述球囊具有延伸穿过所述球囊的通道。所述通道被构造成提供所述球囊的近侧表面与所述球囊的远侧表面之间的流体连通。本发明还公开了其他导管组件和使用方法。

Description

用于经血管肿瘤栓塞的具有综合流量调节的设备及方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年5月8日提交的美国临时申请61/821058、2013年12月12日提交的美国临时申请61/915425和2013年12月17日提交的美国临时申请61/917131的优先权，上述每个临时申请通过引用并入本文。

通过引用并入

本说明书中提及的所有公开文献和专利申请文献通过引用并入本文，就像各个单独的公开文献或专利申请文献被具体地和单独地表明通过引用并入本文一样。

技术领域

本申请总体涉及医疗方法和设备。更具体地，本申请公开适用于导管的闭塞设备的各种实施方式，以及使用这些设备将流体、栓塞材料及其他治疗剂输送至体内部位的方法。

背景技术

在美国，每年被诊断患有癌症的患者超过100万例，治疗方法也有许多，包括全身化疗、放射治疗和手术切除等。由于全身化疗和放疗与健康的组织相互作用，经常导致并发症及产生毒性。现在，靶向药物已经投入使用并降低了并发症发病几率。烧蚀方法，包括微波、射频和低温疗法都已经被使用；但是，这些方法往往不具有选择性，并且可能会影响肿瘤周围或下方的组织和器官。

根据美国国家卫生研究院统计，2013年，美国有30640人被诊断患有原发性肝癌(肝细胞癌，HCC)，142820人被诊断患有结直肠癌。这些病症75％都将转移至肝脏。肝脏切除和移植是唯一的治疗手段；但是，只有少数患者符合条件。全身化疗对于肝脏中原发性和转移性肿瘤的作用不大，其响应率约为20％，且与对症护理相比的存活时间比为10.7个月：7.9个月。

在医学领域，导管通常用于输送流体、治疗物和植入物，以及组织和体液取样。导管可以构造为具有球囊或其他工具用于，如在上文所述的癌症治疗中，使组织膨胀，阻断流体流或隔离身体结构的部分。

经动脉栓塞治疗是利用微导管将药物和/或栓塞剂经血管直接注射到肿瘤脉管系统内。栓塞治疗导致血流停止，而且，当使用药物或放射性时，同时释放出高浓度的药物或高放射性。这种方法的独到之处还在于其毒性非常低。

20世纪80年代初，经动脉化疗栓塞(TACE)开始作为一种选择性癌症治疗方法被使用。在此方法中，化疗和栓塞剂被直接注射到肿瘤的脉管系统中，这是肝细胞癌治疗技术中最常见的一种方法。最近，经动脉放疗栓塞(TARE)已经投入临床应用。在此方法中，被注射的是放射性栓塞颗粒，通常为钇-90(y90)，而不是化疗剂。虽然肝脏是TACE和TARE的共同靶位，但其他器官，包括但不限于，胰腺、肺、肾、前列腺、胃、结肠、头部和颈部均已使用这些方法治疗。2006年，化疗栓塞被确立为肝细胞癌中期护理规范。

许多研究已经证明，经动脉栓塞对于许多原发癌都有效，而且与化疗相比，治疗HCC和肝脏内转移性结直肠癌的效果更佳；但是，研究结果很不一致，报告记录的肿瘤反应从15％到85％不等。虽然不同患者之间的解剖和个体差异具有显著影响，但包括许多患者的每次临床研究都得到迥然不同的结果表明目前基本上没有最优或标准程序。

上述程序通过以下方式完成：将小导管插入腹股沟处的股动脉，并引导其进入肝脏脉管系统，通常为肝动脉，然后进入肝脏的左叶或右叶，或更有选择性地进入肝脏的特定部分，或超选择性地直接进入或靠近肿瘤。超选择性经动脉输送抗肿瘤剂进入肿瘤脉管系统已经成为现有技术，并且需要能进入小血管的导管。目前，使用标准微导管，通常为3Fr左右，将抗肿瘤剂注射到靶脉管系统中。这些标准微导管依靠正常血流作为使栓塞剂进入肿瘤的手段并以心脏收缩压作为填充力。但是，注射压强通常高于血压，因此血流会逆行。当发生这种情况时，抗癌剂相对于正常血流沿逆行方向并且远离肿瘤流动，同时在输送抗癌药物至器官时伴有可能被这些毒剂损坏的风险。这种情况也会导致损失不定剂量的药物。

上述程序的终结点由医生通过视觉观察确定，并且由于输送的剂量差异较大，所述终结点可在完全栓塞到部分栓塞的范围内变化。逆行和顺行回流、分布、填充、输送的剂量以及程序终结点是可变的，可能在很大程度上取决于注射速度和压强、终结点类型的选择、患者的收缩压和操作者。因此，使用TACE治疗肝癌的临床试验已经表明肿瘤反应差别很大。当前输送方式和栓塞疗法中存在的最显著问题包括功效不一致及非靶栓塞。

使用标准的直末端导管，在注射压超过收缩血压时会导致逆行方向上的非靶栓塞，并使栓塞剂向后越过导管进入体循环。在栓塞剂流入远侧脉管系统，通过动静脉分流并进入静脉循环时发生顺行回流和非靶栓塞。这种情况很容易发生，因为与约为80mmHg的动脉舒张血压相比，平均静脉血压约为10到15mmHg。

当利用将治疗药物运载至靶位的正常顺行血流将治疗剂输送至靶结构的脉管系统时，药物的注射速度和压强必须结合血液的流量和血压谨慎控制，以避免药物逆行回流向后越过导管进入体循环。特别地，在将栓塞剂注射到肿瘤脉管系统时，导管末端远侧的压强在栓塞过程中持续增大，形成防止栓塞剂填充靶脉管系统及出现逆行回流和非靶栓塞的可能性的阻力。理想的是，消除当前现有技术程序中的逆行回流、非靶栓塞和输送至靶位的剂量不一致的问题。进一步理想的是，消除整个靶脉管系统中颗粒低水平分布和低水平密度的问题。更进一步理想的是，替代无法一直完全隔离靶脉管系统并经常不允许操作者控制压强、流速及与治疗输送相关的其他参数的现有输送设备。

目前现有技术中的肝脏肿瘤栓塞疗法依靠来自肝动脉的大量前行流将栓塞剂输送至肿瘤内。但是，较大毛细血管的远侧栓塞导致：(1)肿瘤脉管系统内的较高压强，(2)为肿瘤供血的动脉的较高压强，(3)近侧回流向后越过输送导管，(4)远侧肝肠动脉顺行旁路增加以及(5)肿瘤中栓塞剂填充不足以及分布水平低。这种情况导致不可控数量的颗粒进入肿瘤，程序变数很大。

现有栓塞治疗方法中导致结果不一致的问题包括：程序终结点可变、输送剂量未知、栓塞剂回流进入体循环、栓塞颗粒顺行旁路进入体循环、非靶栓塞、栓塞初期肿瘤内动脉压升高以及注射时导管运动。上述许多变数现有的输送导管都无法控制，从而导致很难或无法实现现有程序的标准化。

以下专利及公开专利申请提供了本领域现有技术的一些实例。美国专利No.5647198描述了一种具有限定球囊内空间的一对隔开球囊的导管。内腔穿过导管并在球囊内空间内终止(exit)，其允许注射药物、乳剂、流体和流体/固体混合物。灌注腔或旁路从靠近侧近侧球囊近侧的位置延伸至远侧末端，以允许血液分流通过膨胀球囊。美国专利No.5674198描述了一种设计用于治疗实体瘤的双球囊导管。所述球囊被定位成隔离进入肿瘤的血流，并允许注射血管闭塞胶原材料，从而阻断肿瘤血液供应。Clifton等人的文献(1963)Cancer16:444-452描述了一种用于治疗肺癌的双球囊导管。这种四腔导管包括位于球囊之间、用于单独注射的内腔。Rousselot等人的文献(1965)JAMA191:707-710描述了一种用于将抗癌药物输送至肝脏内的球囊导管设备。同样参见美国专利No.6780181；美国专利No.6835189；美国专利No.7144407；美国专利No.7412285；美国专利No.7481800；美国专利No.7645259；美国专利No.7742811；美国专利申请No.2001/008451；美国专利申请No.2001/0041862；美国专利申请No.2003/008726；美国专利申请No.2003/0114878；美国专利申请No.2005/0267407；美国专利申请No.2007/0137651；美国专利申请2008/0208118；美国专利申请No.2009/0182227及美国专利申请No.2010/0114021。

需要但现有技术没有提供的是，例如，通过将已知数量的栓塞剂输送至规定靶区，并消除非靶栓塞来实现治疗药物输送优化和标准化的输送系统和方法。

发明内容

根据本发明的各个方面，提供用于部分闭塞单向旁路流，设计为适用于将治疗剂输送至体内靶部位的导管的设备和方法。这种输送设备可以用于任何医学目的，但本文所述实施方式主要关注用于执行将治疗剂经动脉输送至体内靶部位的设备。输送导管的介入点可以是任何动脉接入点，通常是腹股沟处的股动脉。靶可以是任何结构；但是，其中特别关注的是可以用微导管通过动脉系统接近的任何器官或组织的原生或转移性肿瘤。特别关注的癌包括但不限于：肝脏、胰腺、结肠、直肠、肾脏、胃、肺、膀胱、头部和颈部及子宫内的原生和转移性癌。可得益于本发明这些接近和输送方法及设备的程序包括但不限于：利用药物释放颗粒的经动脉化疗栓塞(DEBTACE)、利用碘油的经动脉化疗栓塞(LipiodolTACE)、经动脉放疗栓塞(TARE)和经动脉栓塞(TAE)。可得益于本发明方法及设备的其他程序包括：化学治疗或靶向药物至癌部位的直接输送、药物、静脉或动脉栓塞或其他输送至身体特定部位的物质的一般输送，以及流体或组织的排出或抽吸。

在一些实施方式中，本文公开的微导管方法和设备形成部分闭塞(在肝动脉内)，闭塞远侧血管腔隙内的压强和流量随之降低。这样可以：(1)消除近侧回流，(2)使闭塞远侧的肝肠动脉流反向，(3)限制或关闭顺行旁路，(3)降低进入肿瘤的流速，(4)延迟肿瘤内压强开始升高的时间，(5)提高栓塞度，以及(6)实现将定量压强测量作为终结点。

在一些实施方式中，所述设备包括闭塞结构，其适于双腔导管的远侧部分，由此所述闭塞结构具有设置为从其远侧表面至其近侧表面的、允许从中流过的一个或多个通道。所述通道构造为允许小于动脉或静脉未闭塞流的可控动脉或静脉流，并且所述一个或多个通道可以具有仅允许一个方向流动的单向阀。流速可以是与正常未闭塞流速相比0％-100％内的任意量，最典型的是85％-95％的流。流通道和/或阀可以构造为调节流和/或压强从闭塞结构的一侧流向另一侧。所述流和/或压强调节可以是静态或变化的，允许由操作者预先校准或调节的单个持续流速或多个流速。在一些实施方式中，特别关注的是将动脉流的流速调节为预先校准的恒定流速。

在一些实施方式中，流速降低导致部分闭塞远侧血管空间内压强下降。出现这种情况时，远离闭塞动脉流动的闭塞动脉的远侧动脉侧支，以及部分动脉网可以反转方向，并开始朝闭塞动脉流动。例如，肝右叶的肿瘤栓塞可由向前推进穿过肝右动脉(RHA)并到达肿瘤附近的导管接近。通常，导管末端不进入肿瘤脉管系统，并保持在肿瘤近侧且位于肝右动脉或其分支内。在这一实施例中，为肿瘤供血的动脉通常为RHA的分支。但是，还有其他的远侧肝肠动脉从RHA上分支出来并且远离所述RHA流至肝脏和胃肠道。这种情况下，当使用标准直导管时，从导管远侧末端注射栓塞剂会导致栓塞剂流入肿瘤和侧支动脉，引起肝脏和胃肠道的顺行旁路和非靶栓塞，这种情况会导致毒性及并发症。

在本发明的一些实施方式中，部分闭塞设备远侧的动脉空间的血压下降导致分支肝肠动脉反向流动，并且转而朝肿瘤流动。这种情况防止顺行旁路，减少非靶栓塞，并将注射到肿瘤中的所有药物和/或栓塞剂集中。

在本发明的一些实施方式中，部分闭塞设备包括具有流量调节通道和单向阀的球囊，当球囊在动脉内膨胀时，允许来自部分闭塞近侧的血管空间的有限顺行流流至部分闭塞远侧的血管空间，并防止逆行流。如上述构造的设备将大大减少进入肿瘤的肝动脉流，这是肿瘤主要的血流来源。在这种情况下，注射的抗癌剂将以大大降低的速度流入肿瘤内，并延迟肿瘤血管内压强开始升高的时间以及流向导管末端的逆行血流。这样放缓的肿瘤填充将改进栓塞剂在肿瘤内的数量和分布。闭塞远侧的压强较低会导致栓塞时远侧肝肠动脉内的逆流，并限制顺行旁路，并且单向阀将消除进入诸如胃十二指肠动脉的近侧分支动脉的栓塞剂的逆行旁路。

通过隔离邻近肿瘤的远侧动脉空间的动脉供血，本发明的所述设备可以实现将压强测量用于在一个或多个预定压强指示程序终结点。例如，程序终结点可以发生在首次达到心脏收缩压(120mmHg)时或收缩压稳定时，但无论任何压强、压强分布曲线或算法都可以用于确定程序的终结点。这种可测终结点有助于使程序标准化及改进功效。

本发明的所述设备的闭塞结构可以保持在导管内的袋部内，从而使径向约束闭塞结构的外直径基本等于或小于导管的外直径，如共同未决美国临时专利申请61/821058、61/915425和61/917131所述。所述袋部可以是导管内的纵向空间，也可以形成为具有限定长度且深度等于或大于径向约束构造中闭塞结构厚度的导管直径上的减少。可选地，袋部可以利用向远侧突起至导管体外的延伸部分形成，所述远侧延伸部分的直径小于导管体。在这种情况下，导管袋部的远端由鼻件的近端限定。在一些实施方式中，鼻件的直径等于或小于导管体直径，并且所述鼻件定位在距所述导管体的远端限定距离处的远侧延伸部分上。

本发明的设备的闭塞结构可以以径向约束构造至少推进至体内靶位附近，然后以径向膨胀构型放置。可选地，所述设备可以预先形成为完全膨胀构型，适应导管的所述远端并被输送至靶部位。所述阀通常构造为允许从近侧到远侧(顺行)的旁路流；但是，反向流也是可以的，或者可以没有所述阀以允许双向流动。

在一些实施方式中，导管组件可以具有导管体和可膨胀球囊。所述导管体具有近端、远端和球囊膨胀腔。所述可膨胀球囊能够附接至所述导管体的所述远端。所述球囊具有至少部分限定内部容积的内表面。所述球囊被构造成使得所述内部容积可以与所述导管体的膨胀腔流体连通以使所述球囊膨胀。所述球囊还具有近侧表面和远侧表面。所述球囊具有延伸穿过所述球囊的通道。所述通道构造为提供所述球囊的近侧表面与所述球囊的远侧表面之间的流体连通。

在一些实施方式中，提供一种将治疗剂输送至体内靶部位的设备。所述设备包括导管体，其具有近端、远端、第一轴向腔和第二轴向腔。所述第一轴向腔从所述导管体的所述近端延伸至所述导管体的所述远端，并提供所述远端和所述近端之间的流体连通。所述第二轴向腔从所述导管体的所述近端延伸至所述导管体上的更远侧位置。所述设备进一步包括球囊，其径向定位于所述导管体的所述远端附近。所述球囊具有近侧球囊表面、远侧球囊表面、径向约束构型和径向膨胀构型。所述球囊与所述第二轴向腔流体连通，并且具有从所述近侧球囊表面延伸至所述远侧球囊表面的至少一个通道，从而提供所述近侧球囊表面和所述远侧球囊表面之间的流体连通。所述设备还包括球囊护套，其定位于所述球囊的外表面上。所述护套具有近侧侧面和远侧侧面。所述近侧侧面具有与所述球囊通道的近端对齐的开口。所述护套的远侧侧面延伸超过所述球囊通道的远端。当向远侧引导的流体压力被通过所述近侧侧面的所述开口施加时，所述护套的所述远侧侧面能够向远侧偏转，通过所述球囊通道并抵靠所述护套的所述远侧侧面的近侧表面，从而允许流体通过所述球囊通道，并进入所述球囊和所述球囊护套远侧的血管腔隙中。当压力施加于所述护套的远侧侧面时，所述护套的远侧侧面也能够向近侧偏转至所述远侧球囊表面上，从而防止所述球囊通道中的远侧定向流动。

在一些实施方式中，提供一种肿瘤栓塞方法。所述方法包括：将包括导管体和部分闭塞结构的设备推进至体内的靶肿瘤部位，并允许顺行血流通过所述部分闭塞结构。所述允许的顺行血流少于所述部分闭塞结构未就位时的正常血流。所述方法进一步包括：从所述设备注射栓塞物质，以允许顺行血流将所述栓塞物质运载至所述肿瘤靶区的脉管系统内。所述方法还包括：监测所述部分闭塞结构远侧的血管空间内的实时压强测量，根据所述压强测量的监测指示程序终结点，以及从体内撤回所述设备。

虽然本发明的各个方面特别提到将化疗剂、放疗剂、栓塞剂或其组合输送至为肿瘤供血的脉管系统内，但同样的原理也适用于各种材料进入或离开其他部位，以及通过体内其他腔室结构的输送或抽吸。

附图说明

本发明的新颖性特征在权利要求书中具体列出。结合叙述了利用本发明原理的示例性实施例的以下详细描述和和附图可以更好地理解本发明的特征和优势，附图中：

图1A、1B和1C示出本发明的实施方式。

图2示出双向实施方式的远侧截面图。

图3示出单向实施方式。

图4示出单向实施方式，具有膨胀球囊和导丝/注射腔。

图5示出本发明的实施方式，包括远侧末端和适配器。

图6示出本发明的实施方式，具有导管内的双向通道。

图7示出本发明的实施方式，具有单向通道。

图8示出本发明的设备，具有远侧末端。

图9A示出穿过导管和球囊的线性截面图。

图9B示出穿过导管和球囊及两个圆形双向通道的线性截面图。

图9C示出穿过导管和球囊及三个圆形双向通道的线性截面图。

图9D示出穿过导管和球囊及两个圆形单向旁路通道的线性截面图，其中每个通道上具有单独的阀。

图9E示出穿过导管和球囊及三个圆形单向旁路通道的线性截面图，其中每个通道上具有单独的阀。

图9F示出穿过导管和球囊及两个圆形单向通道的线性截面图，其中一体式阀覆盖两个通道。

图9G示出穿过导管和球囊及三个圆形单向旁路通道的线性截面图，其中一体式阀覆盖三个通道。

图9H示出穿过导管和球囊及四个双向旁路通道的线性截面图，其中所述通道由球囊中的褶皱形成。

图9I示出穿过导管和球囊及四个单向旁路通道和覆盖四个通道的一体式阀的线性截面图，其中所述通道由球囊中的褶皱形成。

图9J示出穿过导管和球囊及四个双向通道的线性截面图，其中所述通道从导管向外伸展(radiate)。

图9K示出穿过导管和球囊、四个单向通道及覆盖所有四个通道的一体式阀的线性截面图，其中所述通道从导管向外伸展。

图9L示出穿过导管和球囊、四个单向通道及覆盖所有四个通道的单个十字形阀的线性截面图，其中所述通道从导管向外伸展。

图10示出肿瘤及相关的脉管系统。

图11示出肿瘤及其脉管系统的放大图，包括血流方向。

图12示出注射时，标准微导管位于肿瘤脉管系统内的导丝上。

图13示出本发明的导管位于导丝上且位于主动脉内。

图14示出本发明的导管位于导丝上且位于分支动脉内。

图15示出本发明的导管，其中球囊膨胀并且阀闭合。

图16示出本发明的导管，其中球囊膨胀并且阀打开。

图17示出本发明的导管，其中球囊膨胀、阀打开，并开始注射流体。

图18示出本发明的注射时的导管，其中球囊膨胀并且阀闭合。

图19示出本发明的注射完成后一段时间的导管，其中球囊膨胀且阀打开。

图20示出球囊收缩。

图21示出撤回进入主动脉的导管。

图22示出本发明的实施方式，具有导管内通道和闭合阀。

图23示出本发明的实施方式，具有导管内通道和打开阀。

图24A示出标准微导管。

图24B、24C、24D和24E示出本发明实施方式的序列构型截面图。

图25示出根据本发明的设备的实施方式的远侧部分截面图。

图26示出实施方式图，包括隐蔽在形成于近侧表面和远侧表面之间的袋部内的闭塞球囊。

图27A和27B示出远侧导管，具有未膨胀和膨胀的闭塞球囊。

图28A、28B、28C和28D示出本发明的实施方式，包括双层导管。

图29示出在本发明不同实施方式中使用的球囊实施例。

图30示出具有单向旁路通道和阀的球囊的前视图。

图31示出穿过图30所示球囊的截面图。

图32示出本发明实施方式的序列构造截面图，包括球囊袋部和一体式鼻锥。

图33示出本发明实施方式的序列构造截面图，包括球囊袋部和分离式鼻锥。

图34示出本发明的实施方式，具有两个球囊。

图35示出本发明的实施方式，包括具有阀的球囊。

图36示出本发明的实施方式，具有压强传感器。

图37A、37B、37C和37D示出本发明的实施方式，具有设置在导管圆周上的一个或多个球囊。

图38A和38B示出具有脉管结构并且被使用标准直鼻导管栓塞的肿瘤。

图39A和39B示出具有脉管结构并且被使用包括通道和阀的球囊栓塞的肿瘤。

图40A、40B、40C和40D示出具有脉管结构并且被使用闭塞球囊栓塞的肿瘤。

图41示出本发明实施方式的构造。

图42示出具有单向流的双层闭塞结构。

图43示出图42所示闭塞结构的模型。

图44示出本发明的实施方式，包括具有袋部的导管。

图45示出本发明中用于完全闭塞的实施方式。

图46示出具有双向通道和单向通道的实施方式。

图47示出本发明中单向闭塞结构实施方式的阀结构。

图48示出微型阀模型。

图49示出闭塞结构的替代实施方式。

图50示出本发明中单向闭塞结构实施方式的操作方法。

图51示出利用本发明的设备输送栓塞颗粒的方法。

图52示出部分闭塞球囊，具有通道和阀。

图53示出导管袋部内约束闭塞球囊的侧视图。

图54示出远端构造，包括袋部、约束球囊及具有通道和处于闭合位置的阀的膨胀的部分闭塞球囊。

图55示出全长导管设备的系列构造。

图56示出肝脏脉管系统及其相联的肿瘤脉管系统。

图57示出标准导管的肿瘤栓塞方法。

图58示出用于本发明导管的肿瘤栓塞方法。

图59A、59B、59C和59D示出根据本发明多个方面的闭塞导管的远端的装配步骤。

图60示出图59A-59D所示闭塞导管的远端被完全引入血管系统的小分支中。

图61A示出根据本发明原理构造整个闭塞导管。

图61B示出图61A所示闭塞导管的远端的构造特征细节图。

具体实施方式

本发明的设备通过在药物和/或栓塞剂注射时减少动脉血流、降低压强，能够改善抗癌剂在靶肿瘤脉管系统内的分布。所述设备通过消除进入近侧动脉分支的栓塞材料和/或抗癌剂的回流来降低毒性、减少并发症，并减少或消除进入远侧动脉分支的栓塞材料和/或抗癌剂的顺行旁路。此外，本发明实现了将压强测量作为程序定量终结点的一种手段。这种设备可以提高技术效率及再现性，并减少并发症。

参见图1A，示出本发明中设备2的纵向截面图，其中设备2具有导管体4、远侧末端6、球囊8(未膨胀构型)、球囊膨胀管10、导丝和注射管12及配件14。导管体4可以具有10cm-400cm的长度，典型地为60cm-250cm，以及0.25mm-0.5mm的直径，典型地为0.5mm-1.5mm。设备2可以包括或不包括远侧末端6，所述远侧末端具有1mm-50mm的长度，更典型的是5mm-30mm。球囊膨胀管10定位于导管体4的近端，其连接至球囊膨胀腔并与球囊膨胀腔流体连通，所述球囊膨胀腔纵向穿过导管体4的长度，并终止于球囊8上且与球囊8流体连通。导丝和注射管12定位于导管体4的近端，其连接至腔并与所述腔流体连通，所述腔纵向穿过导管体4的长度，并终止于导管体4的远端或远侧末端，从而允许导丝通过配件14穿入，并穿过导管体4通过设备2的远端穿出。配件14连接至每个球囊膨胀管10及导丝和注射管12，并且可以连接至注射器、膨胀设备或用于注射空气、气体、流体、悬浮液、乳剂、对照物(contrast)、治疗剂、栓塞剂或能够通过球囊管10或导丝管12和行进至设备2的球囊或远端的纵向腔注射的任何其他材料的任何其他设备或工具。

参见图1B，示出本发明第一实施方式的纵向截面图，包括设备2、具有处于打开位置的阀16和处于关闭位置的阀18的球囊8(处于膨胀构型)。在这一实施方式中，流通道20和22构造为穿过球囊8。阀16和18仅允许流体单向流动。球囊8具有近侧侧面9和远侧侧面11。例如，若球囊8的近侧侧面的流体压强较高，并且球囊8的远侧侧面的流体压强较低，则阀16和18响应于压强差同时打开，允许流体穿过阀向远侧流动。若球囊8的远侧侧面的压强较高，则阀16和18将闭合，防止流体朝近侧流动。可选地，阀可以定位或构造为使流体可以朝近侧通过并防止流体沿远侧方向流动。图中示出阀16和18为简单的“瓣(flap)”型阀，但是，其可以是任何类型的阀，如响应压强差开闭的隔膜等。图中示出球囊8具有两个通道和两个阀；但是，也可以有1、2、3个或更多个通道和/或阀。此实施方式中，设备2可以包括通道并且可以包括或不包括阀。若不包括阀，将导致双向流动。

参见图1C，示出本发明另一实施方式的纵向截面图，包括设备24和穿过导管体28并位于导管体28内的通道26。球囊30具有近侧侧面13和远侧侧面15。通道26从球囊30的近侧侧面延伸至球囊30的远侧侧面。图中示出阀32在通道26上面，位于球囊30的远侧侧面上，但是，如果需要的话，阀可以定位于通道26和球囊30的近侧侧面上。本发明的此实施方式中，阀32的功能及操作与图1A和1B所示实施方式相同。在此实施方式中，若不包括阀32，会导致双向流动。

图2示出设备2的远端的纵向截面的示例性实施方式，其包括导管体4、球囊膨胀腔34、球囊8和通道38。球囊膨胀腔34从导管体4的近端延伸至球囊8结束。这种情况下，如果不包括球囊8内的阀，将会导致双向流动。优选球囊膨胀腔直径为0.1mm-0.5mm；但是，其范围可以是0.25mm-1mm。

图3示出设备2的远端的纵向截面实施例，其包括导管体4、球囊膨胀腔34、球囊8、通道38和阀16。图中示出阀16在通道38的远侧开口上面，处于闭合位置，但是，若压强通过通道38施加于近侧阀表面，阀将允许流体朝远侧通过。阀16将防止近侧流。阀可以定位在近侧或远侧开口处或通道内的任何地方。阀的位置和构造决定流的方向。

参见图4，示出设备2的远端的纵向截面图，包括导管体4、球囊膨胀腔34、球囊8、通道38和导丝/注射腔40。导丝/注射腔40从导管体4的近端延伸至导管体4的远端或远侧末端6结束。优选导丝/注射腔直径为0.1mm-1.0mm；但是，其范围可以是0.025mm-2mm。

参见图5，示出设备2的远端的纵向截面实施例，包括导管体4、球囊膨胀腔34、球囊8、通道38、导丝/注射腔40、适配器42、球囊袋部44和远侧末端6。远侧末端6具有0.3mm-1.3mm的优选直径；但是，远侧末端6的直径范围可以是0.1mm-4mm。适配器42适用于形成从远侧末端6到导管体4的平滑过渡。例如，若远侧末端6直径为1mm且导管体4直径为2mm，则适配器的直径将从其最远侧点的1mm逐渐增大至其最近侧点的2mm，以形成从直径较小的远侧末端到直径较大的导管体的平滑过渡。如图5所示，适配器42定位在远侧末端6上，位于导管体4的远端的远侧位置处，从而使球囊袋部44形成于导管体4的远端和适配器42的近端之间。球囊袋部44保持未膨胀球囊8，从而使未膨胀轮廓最小化。优选地，球囊8顺应等于导管体4直径的外直径。例如，若远侧末端直径为1mm且导管体直径为2mm，则球囊袋部形成为0.5mm深。若球囊8未膨胀时的厚度不大于0.5mm，就会平行于或低于导管体4的表面。这样允许导管体在动脉或静脉内的方便地运动。

参见图6，示出设备24的远端的纵向截面图，包括导管体28、球囊膨胀腔50、导丝/注射腔52、球囊30和具有近侧端口54和远侧端口56的通道26。通道26在导管体28内穿过且位于导管体28内，并从球囊30的近侧侧面延伸至球囊30的远侧侧面。端口54位于通道26的近端，与球囊30近侧的导管体外侧流体连通；端口56位于通道26的远端，与球囊30远侧的导管体28的外部区域流体连通。这种情况下，通过通道26的流是双向的。优选通道直径为0.1mm-1mm；但是，其范围可以是0.05mm-2mm。

图7示出设备24的远端的纵向截面的示例性实施方式，所述设备24具有导管体28、球囊膨胀腔50、导丝/注射腔52、球囊30、阀32和具有近侧端口54和远侧端口56的通道26。通道26在导管体28内穿过且位于导管体28内，并从球囊30的近侧侧面延伸至球囊30的远侧侧面。端口54位于通道26的近端，与球囊30近侧的导管体外侧流体连通；端口56位于通道26的远端，与球囊30远侧的导管体28的外部区域流体连通。图中示出阀32位于通道26的端口56的开口处。阀32允许远侧方向的流，阻止近侧方向的流。这种情况下，通过通道26的流是单向的。优选通道直径为0.1mm-1mm；但是，其范围可以是0.05mm-2mm。阀可以定位于近侧或远侧开口或通道内的任何地方。阀的位置和构造决定流的方向。

参见图8，示出设备24的远端的纵向截面图，所述设备24具有导管体28、球囊膨胀腔50、导丝/注射腔52、球囊30、阀32、通道26和远侧末端6。

参见图9，示出穿过导管体4和球囊8的线性截面图。图9示出穿过定位在导管上的球囊的流动通道的实施例，但是，也可以应用各种变型、修改及等同物。图9A示出导管4和没有通道的球囊8。图9B示出导管4和具有穿过球囊8的两条通道38的球囊8。这种情况下，流是双向的。图9C示出导管和具有三个双向通道的球囊。图9D示出导管4，其包括具有双通道的球囊8，每个通道均具有单向阀。这种情况下，每个通道内的通道流是单向的。图9E示出导管4，其具有球囊8和三个通道38，每个通道具有独立阀38。流是单向的。图9F示出导管和具有双通道的球囊，以及覆盖两条通道38并仅允许一个方向的流的单个圆周阀33。图9G示出导管4和具有三条通道的球囊8，以及覆盖三条通道的单个圆周阀33。图9H示出导管5和四个双向通道39，所述双向通道39通过从膨胀球囊外周向内朝中央导管褶皱球囊36并将球囊的内顶点固定至导管形成，从而形成从中央导管向外伸展，呈V形的三角形通道。V形的低点定位在导管表面，V形的开放端定位在由膨胀球囊的最大直径限定的外周处。图9I示出四个通道39，其包括覆盖所有四个三角形通道的单个圆周阀35。虽然图中示出四个通道，但本发明的设备可以具有一个、两个、三个、四个或任意数量的通道。图9J示出导管7和具有四个通道37的球囊39，通道37通过将球囊39从内导管7朝膨胀球囊39的外周褶皱形成。图9K示出如图9J所示的四个通道37，其具有覆盖所有四个通道37的单个圆周阀39。图9L示出如图9J所示的四个通道37，其具有一体式十字形瓣阀41。

虽然以上是本发明示例性实施方式的完整描述，但也可以应用各种变型、修改及等同物。因此，以上描述不应被理解为限定本发明的范围，本发明范围由所附权利要求书及任何要求本发明优先权的后续申请的权利要求书限定。

图10示出肿瘤及其相联的脉管系统，包括肿瘤60、主动脉62、侧支动脉64、肿瘤动脉66、肿瘤毛细血管68及箭头70表示的顺行动脉流方向。

图11是图10的放大图，包括肿瘤60、主动脉62、侧支动脉64、肿瘤动脉66及箭头70表示的顺行动脉流方向。

图12示出用标准微导管72注射流体76，包括肿瘤60、主动脉62、侧支动脉64、肿瘤动脉66、导丝74及箭头70表示的逆行动脉流方向。这种情况下，通过微导管72的流体76的注射压和流量高于肿瘤脉管系统可以接受的程度，导致肿瘤动脉66、侧支动脉64和主动脉62内的流体流和血流的反向流动回流，所述流体76可以包含抗癌药物、放射性栓塞物、化疗栓塞物、栓塞剂等。这种逆行流导致注射的流体76进入主动脉以双向流动，并进入体循环，导致注射的流体流至非靶组织和器官。这种流体76至非靶部位的计划外输送是不需要的，而且会导致严重的并发症，因此必须避免。本发明通过防止回流及相关联的流体76的非靶输送解决了这一问题。

图13示出本发明的导管4进入主动脉，包括球囊8和远侧末端6。虽然体外的介入点通常是通过腹股沟处的股动脉，但只要能形成进入靶脉管系统的通道，身体任何部位的任何动脉或静脉都可以作为介入点。

图14示出本发明的具有球囊8的导管4，跟有进入侧支动脉64的导丝74。

图15示出导管4，其位于支动脉64内，具有膨胀构型的球囊8、通道38和阀16。图中示出阀16位于紧随膨胀球囊8的闭合位置。

图16示出导管4，其位于支动脉64内，具有膨胀构型的球囊8、通道38和阀16。图中示出由于箭头70所示的顺行血流及其相关联的血压导致这些阀打开并允许血液在顺行方向持续流动并进入肿瘤脉管系统内，阀16位于打开位置。

图17示出流体76通过导管4、通道38和打开阀16进入侧支动脉64的开始注射。当注射开始后，顺行血流将注射流体76运载至包括肿瘤动脉66和毛细血管68的肿瘤脉管系统内。

图18示出当肿瘤脉管系统内的流体压强增加时注射流体76，逆行动脉血流和注射流体随之沿箭头70所示方向流动。图中示出本发明的导管4，以及肿瘤60、主动脉62、侧支动脉64、肿瘤动脉66和导丝74。注射流体76可以包含抗癌药物、放射性栓塞物质、化疗栓塞物质、栓塞剂等，若输送至非靶部位，则可能引发严重的并发症。这种情况下，逆行压强导致阀16闭合并防止注射流体回流进入体循环，从而防止与注射流体输送至非靶部位相关的并发症。

图19示出流体注射完成后的某一时刻。此时，由于进入肿瘤脉管系统的注射流体逐渐被吸收，球囊8远侧的包括侧支64和肿瘤动脉66的脉管系统内的压强降低至正常血压以下。球囊8和阀16的近侧表面上的血压使阀16打开，允许顺行血流恢复。之后，球囊8远侧及侧支动脉64和包括肿瘤动脉66和肿瘤毛细血管68的肿瘤脉管系统内的多余流体76向前、向上涌入肿瘤脉管系统，从而实现全部流体剂量的输送并消除流体回流及相关并发症。

图20示出导管4上的球囊8的收缩。

图21示出撤回进入主动脉62的导管4。

图22示出图6、7、8中所示本发明的另一实施方式。在这种情况下，位于导管28的通道26的远端的阀32处于闭合位置。

图23示出图22所示实施方式，其中阀32处于打开位置。

根据图13-21所示的本发明的一种方法；所述方法同样适用于图1B、2、3、4、5和图1C、6、7、8、22和23所示的实施方式。

参见图24A，示出标准单腔直末端导管101的纵向截面图，其具有近端和远端，图中还示出导管体102和毂105。毂105定位于近端，进一步包括导丝/注射腔110，与纵向定向并从毂105延伸至导管体102的远端结束的导管腔流体连通。所述近侧毂连接至注射器或通过鲁尔配件注射流体的其他工具，从而允许通过纵向腔注射流体并使其从导管体102的远端出来。

参见图24B-24E，示出本发明优选实施方式中序列组件的纵向截面图。参见图24B，示出设备103，其具有近端和远端、导管体102、导管延伸部分104和毂106。毂106进一步包括手柄109、导丝/注射鲁尔配件110和球囊填充鲁尔配件112。鲁尔配件110与导管体102的第一纵向导丝/注射腔流体连通，延伸至导管延伸部分104远端；鲁尔配件112与导管体102的第二纵向球囊填充腔流体连通，延伸至位于导管体102远端附近的球囊填充端口。图24C进一步包括鼻锥114，其设置在导管延伸部分104上，形成位于导管体102远侧和鼻锥114之间的球囊袋部116。此外，如果需要，导管延伸部分104的一部分可以延伸至鼻锥114远侧，从而形成远侧末端118。图24C进一步示出径向压缩构型的闭塞球囊120并且图24E示出径向膨胀构型的球囊120。只要如上所述流体连通，毂106可以由任何硬度的苯乙烯、聚氨酯、聚丙烯、脂质抗聚碳酸酯、聚碳酸酯、聚醚酰胺(聚醚嵌段酰胺)或任何便利材料构造而成，并且可以具有任何构型，包括但不限于，包括双腔或导管体102的腔的管状延伸部分的固体结构。导管体102可以由任何塑料或热塑性材料构成，包括聚氨酯、PTFE(聚四氟乙烯)、聚酰亚胺、聚丙烯、聚醚酰胺等，并且可以包括单个部分或具有不同直径、硬度、编织或盘绕强化的多个部分，或任何直径介于1Fr-10Fr之间，更典型地介于2Fr-5Fr之间的便利构造。导管延伸部分104可以具有0.5Fr-5Fr的直径，更典型地为1Fr-3Fr，并且可以没有或可以是任何长度，通常为2mm-30mm，更典型地为5mm-20mm。若导管延伸部分104延伸超过鼻锥114，鼻锥的远侧部分形成远侧末端118。当需要注射到肿瘤脉管系统深处时，远侧末端118有优势，并且可以在尖角附近和曲折的肿瘤脉管系统路径中帮助追踪导丝上的设备103。鼻锥114可以由任何聚合物或金属制成，也可以由不透射线的标志带制成。球囊袋部116可以是2mm-50mm之间的任何长度，更典型地是5mm-20mm之间的任何长度。闭塞球囊120具有1mm-30mm的纵向长度，更典型地是2mm-10mm的纵向长度，以及1mm-50mm的直径，典型地为2mm-10mm的直径，并且可以由硅胶、聚氨酯、聚乙烯、PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)、尼龙等组成，并且可以是任何构造，或具有任何长度或形状，并且可以在套圈下胶合、化学结合、热结合、射频焊接、声波熔合、压缩或褶皱至导管102或导管延伸部分104。

参见图25A，示出本发明优选实施方式中设备128的远侧部分，包括导管体102、导管延伸部分104、鼻锥114、球囊袋部116、球囊填充腔124、导丝/注射腔126及径向压缩球囊120。参见图25B，球囊120为径向膨胀构型。球囊填充腔124可以是任何便利形状，包括但不限于圆形、半圆、月牙形或任何形状，通常优化为能提供最大面积和流量。导丝/注射腔126通常为圆形，具有0.005英寸-1英寸，更典型地为0.01英寸-0.05英寸的直径，但是，其可以是任何想要的形状。

参见图26A，示出本发明实施方式的远侧133，以及导管体102、导管延伸部分104、鼻锥114、球囊袋部116、球囊填充腔124、导丝/注射腔126及径向压缩球囊120。在这种情况下，球囊袋部116形成于近侧套圈130和远侧套圈114之间，向前逐渐变细，从而形成鼻锥。球囊结合尾部115可以结合在袋部内，或压缩或结合在套圈114和130下。远侧套圈130可以包括金属，如不透射线标志带，或塑料，如热缩管，并且可以具有1mm-20mm的长度，更典型地是2mm-10mm。图中示出球囊填充腔124在球囊袋部116下延伸并在其远端终止。图中示出导丝/注射腔126纵向穿过导管102及导管延伸部分104，在导管远侧终止。图中示出球囊120塞入袋部116中，袋部116的外直径基本不大于导管体102的外直径。图26B示出图26A所示的相同结构，其中球囊120处于径向膨胀构型。

参见图27A，示出远侧部分133的示意图，并进一步示出本发明优选实施方式的外形图，包括径向压缩球囊120、远侧套圈114和近侧带130，远侧套圈114和近侧带130的外直径等于或小于导管体102的外直径。图27B示出图27A所示的相同结构，其中球囊120从袋部116膨胀，并位于套圈114和130之间。

参见图28A，示出本发明可选实施方式的远侧部分135，包括外导管119、内导管127、鼻锥125、径向约束球囊131和导管通道123。外导管119适用于越过内导管121，导管被构造为提供内外导管之间沿设备135的长度径向延伸的径向分布空间。内外导管可以具有10cm-250cm的长度，更典型地是50cm-150cm，以及0.5Fr-10Fr的直径，更典型地是1Fr-5Fr。内导管127的长度可以小于、等于或大于外导管119，但是在本图中，内导管127的长度大于外导管119，其远端形成导管延伸部分127。鼻锥125沿内导管127的远侧延伸部分设置于距离外导管119的远端一定距离处，所述距离为2mm-50mm，更典型地是5mm-20mm。球囊袋部形成于导管119的远端和鼻锥125的近端之间。图28B示出设置在内导管127上面的外导管119的端视图，具有设置于外导管119和内导管127之间的径向构造通道123和支座127。图中示出四个通道，但设备135可以具有0、1、2、3、4或任意数量的通道和支座，所述支座限定通道123的外边缘并且可以形成于内导管和外导管中的任意一者之上，其高度仅由内外导管的直径及内外导管之间的空间限制。虽然图中示出了支座，但支座并不是必须的，只要内导管外直径小于外导管内直径，能够在内外导管之间形成允许流体沿设备135纵向流动的空间即可。设备135可以包括单层内导管，且外导管或内外导管中的一个或两个可以是多层的。在优选实施方式中，外导管19为三层构造，具有外部聚醚酰胺层、包括线圈或编织等强化结构的中部聚酰亚胺层，以及内部聚四氟乙烯层。内导管127为单层低摩擦管或如外导管119所述的类似结构的管。图28C示出设备135的纵向图，包括外导管119，未膨胀球囊131、鼻锥125和内导管127的导管延伸部分。图中示出球囊131塞入形成于导管119远端和鼻锥125近端之间的袋部中。图28D示出设备135的纵向截面图，示出球囊膨胀通道123设置在外导管119和内导管121之间。这种情况下，图中示出球囊131的远端插入鼻锥125的近端；但是，近端和远端球囊尾部都可以直接结合至内导管127，回流至导管119或鼻锥125内或通过任何方式，只要球囊尾部大致位于导管119的外直径以下。

参见图29A-29E，示出可以用于本发明设备的球囊构造实施例，其可以是顺应性或非顺应性，可以膨胀或闭塞，并且可以用包括但不限于硅胶、聚氨酯、聚乙烯、PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)和尼龙等材料制成。

参见图30，示出球囊160的表面视图，包括单向旁路通道162和阀164，球囊的详细描述参见共同未决专利申请号61/821058。

球囊160和阀164允许流从球囊160近侧表面的近侧隔室流至球囊160远侧表面的远侧隔室(顺行流)并阻止流从球囊160远侧表面的远侧隔室流至球囊160近侧表面的近侧隔室(逆行流)。球囊160可以设置在本发明的导管上，并保持在如图24-29所示的球囊袋部内，并允许治疗剂从主动脉内及进入靶位的顺行注射，同时维持通过球囊160的通道162的正常(顺行)血流，并防止治疗剂逆行流(回流)向后越过导管，甚至是当球囊160的远侧压强升高超过心脏收缩压时。

参见图31，示出球囊160的截面图，包括通道162和定位于通道162内的微型阀164。

图32示出本发明实施方式中的序列组件实施例。参见图32A，示出设备168的导管170。图32B示出构造设备168的第一步，在导管170的远侧部分附近形成球囊袋部172；图32C示出第二步，形成导管170的圆形远端174；图32D示出第三步，将具有结合尾部178的球囊176设置在导管170的袋部172内，以及第四个可选步骤，导管170或其他材料在球囊尾部178上方的位置180处回流。图32F示出处于径向膨胀构型的球囊176，包括球囊袋部172和结合于袋部172内未被回流或其他方式覆盖的尾部178。

参见图33，示出本发明的三个替代实施方式。图33A示出设备173，包括导管181、球囊袋部177、径向约束球囊178、导管延伸部分171和鼻锥182。图33B示出设备173，包括径向膨胀球囊178和结合于球囊袋部177内的结合尾部183。图33C示出设备175，包括鼻锥182、在位置179处回流进入导管181内的近侧结合尾部191、以及回流进入鼻锥182内或下方，在位置184处进入导管延伸部分171的远侧球囊结合尾部193。图33D示出设备179，包括导管181、球囊178、鼻锥182和套圈186。球囊178具有近侧尾部191和远侧球囊尾部193，近侧尾部191设置在套圈186下方，远侧球囊尾部193回流或结合至导管延伸部分171且位于鼻锥182下方或进入鼻锥182。图33E示出设备179，包括从形成于套圈186和鼻锥182之间的球囊袋部内膨胀而出的球囊178。

图34示出本发明的又一实施方式，包括两个球囊188和189，导管183、球囊袋部194和190、回流区192和鼻锥189。虽然图34的实施例示出两个球囊188和189均定位于袋部194和190内，但只需要有一个球囊定位于袋部内。

图35示出本发明又一实施方式，包括具有通道195和197的球囊196、朝闭合方向的阀198、朝打开方向的阀199、套圈183、鼻锥1102和回流区1100。虽然图中示出阀198闭合，阀199打开，但两个阀通常动作一致，要么同时打开，要么同时闭合。

图36示出本发明又一实施方式，其包括两个压强传感器，定位在球囊1110的近侧和远侧，不过，也可以使用定位于球囊近侧或远侧的一个压强传感器。这些压强传感器可以用于监测以及，与注射器协作，以手动或自动方式控制注射压强。可选地，闭塞球囊的近侧或远侧压强可以通过导管利用外部压强计(1113)测量，远侧压强通过导丝/注射腔1105或其他任何导管腔或管测量。压强计可以通过处理器连接至泵，允许泵在运行时达到预定压强或设定为特定压强、容积和/或流量。

参见图37，示出球囊构造的四种实施方式。图37A示出设备1115，包括球囊1117和导管1116。处于径向膨胀构型的球囊1117仅占据导管1116圆周的一部分。图37B示出设备1118，包括导管1119和球囊1121，其中处于径向膨胀构型的四个球囊1121沿圆周设置在导管1119周围，每个球囊占据导管1119整个外圆周的一部分。图37C示出设备1123，包括导管1125和处于径向膨胀构型的球囊1127，其中处于径向约束构型的球囊1127定位于导管1125的袋部内，且球囊1127的径向最外层部分大致定位于导管1125的外周边上或其下方。图37D示出设备1131，包括导管1135和处于径向膨胀构型的球囊1137，其中处于径向约束构型的球囊1137定位于导管1135的袋部内，且球囊1137的径向最外层部分大致定位于导管1135的外周边上或其下方。

参见图38，示出解剖结构1120，包括主动脉1122、右动脉1124、左主动脉1126、右毛细血管1128、左毛细血管1129、动脉侧支1136、静脉1130、动静脉分流1132、肿瘤1133、血流方向箭头1134、标准直末端导管1138，以及栓塞颗粒1125。图38A示出经动脉栓塞(TAE)程序的开始，其中栓塞颗粒1125从导管1138的远端出来并被向前(顺行)血流运载至肿瘤1133内，其所使用的输送方法完全由血流和正常血压介导(流介导输送)。肿瘤1133的毛细血管床1128和1129内开始填充栓塞颗粒1125，并且动静脉分流1132将颗粒运载至静脉1130内，引发顺行回流和非靶栓塞。由于动脉压明显高于静脉压，穿过动静脉分流1132的流速度较快。参见图38B，示出从标准直末端导管1138的远端持续注射颗粒1125导致颗粒填充及毛细血管床1128和1129的远端栓塞。远侧毛细血管栓塞导致穿过动静脉分流1132的流停止且左动脉1126中压强上升。随着栓塞进行，动脉1126内的反压持续升高，直至栓塞颗粒沿逆行方向1142回流，导致右动脉1124、动脉侧支1136及主动脉1122的非靶栓塞。这种情况会导致非靶栓塞、未知数量的颗粒损失、未知且不能再现的药剂输送，以及栓塞颗粒在肿瘤脉管系统内的非优分布。这种情况下，顺行回流和逆行回流都有可能发生。

参见图39，示出如同图38中的解剖结构1120。这种情况下，球囊1141，包括通道1143和单向阀(参见图30和31)，定位于导管1139的远端附近。图示构造的球囊1141将只允许顺行(正常)流通过，并阻止逆行流。参见图39A，示出球囊1141处于径向膨胀构型，如血流箭头1134所示，血液流经球囊通道1143，进入肿瘤1133的脉管系统。栓塞颗粒1125从导管1139的远端释放，被血流向前运载至毛细血管1128和1129内。肿瘤1133的毛细血管床1128和1129内开始填充栓塞颗粒1125，并且动静脉分流1132将颗粒运载至静脉1130内，引发顺行回流和非靶栓塞。由于动脉压明显高于静脉压，穿过动静脉分流1132的流速度较快。参见图39B，示出从球囊导管1139的远侧持续注射颗粒1125导致颗粒填充及毛细血管床1128和1129的远侧栓塞。远侧毛细血管栓塞导致穿过动静脉分流1132的流停止且左动脉1126中压强上升。随着栓塞进行，动脉1126内的压强持续上升，但球囊1141的阀闭合并阻止逆行回流。这种情况下，持续注射将增加颗粒1125的填充压强并可以提高填充密度，增加进入肿瘤边缘远侧位置或其他结构的流量，从而改善整个靶脉管系统内的颗粒分布。作为本发明方法的一部分，球囊远侧的压强可以控制在心脏收缩压和高于心脏收缩压的任何压强之间，只要处于患者安全的范围内即可。例如，注射压在栓塞程序启动时可以很低，并在之后某个时间增加至高于心脏收缩压。例如，这个时间可以选在通过动静脉分流1132的流停止时。这种方法可以改善颗粒分布和填充。可选地，通过导管的1139的注射压可以在开始时很高，从而迫使颗粒迅速进入毛细血管1128和1129的远侧部分，并加快动静脉分流1132的栓塞，从而减少顺行回流。可选地，根据本方法，可以使用从低到高的压强梯度或从高到低的压强梯度。使用压强介导输送颗粒的目的在于：优化低水平的顺行回流、基本消除逆行回流、改善颗粒分布，以及提高颗粒密度。如图36所示的压强传感器可以设置在球囊1142的近侧和/或远侧侧面，用于监测压强并实现根据明确的压强读数选择程序终结点。

参见图40，示出图38所示的解剖结构1120。这种情况下，闭塞球囊1142定位于导管1140的远端附近。参见图40A，导管1140的球囊1142为径向膨胀构型。由于膨胀球囊1142完全闭塞动脉1126，球囊远侧的所有动脉和毛细血管均与主动脉1122、右动脉1124和侧支动脉1136隔离，从而导致球囊远侧血压从接近正常动脉压，即约为80mmHg下降至0-50mmHg的范围内。此时，穿过动静脉分流1132的血流可以如血流箭头1135所示回流，或顺行流变缓慢或停止。参见图40B，颗粒1125的初始注射要抵抗压强，此时顺行流最小或流动停滞。与颗粒注射相反的逆行压强流可能是由静脉血流从静脉1130流出，穿过动静脉分流1135进入动脉毛细血管1129或从毛细血管1128相关的动静脉毛细血管床流出导致的。随着颗粒1125被注射，颗粒1125逐渐充满毛细血管1128和1129；但是，由于回流或流速放缓及压强，颗粒无法轻易流过动静脉分流1132。持续注射可以实现毛细血管1129远侧部分栓塞及阻断动静脉分流1132，随之减少或消除顺行回流。随着动静脉分流1132栓塞，增加通过导管1140的注射压可以实现高水平的颗粒密度和分布。可选地，根据本方法，也可以使用梯度变化。压强梯度分布图可以是任何包含时间和压强的函数，包括但不限于从低到高、从高到低或从高到低、从低到高的线性或梯度函数或任何其他函数，并且可以使用手动、半自动或可编程输送手段管控。可选地，根据本方法，如图36所示的压强传感器可以设置在球囊1142的近侧和/或远侧侧面，用于监测压强并根据明确的压强读数选择程序终结点。现在参见40D，通过导管1140进入肿瘤1133的注射可以利用自动泵/压强监测系统完成，其中，闭塞球囊1142的远侧压强由压强计1152测量，压强读数通过连接装置1154传送至泵1150，泵1150控制抗肿瘤剂从注射器1156的注射。泵1150可以手动或编程控制为任何流量、时间和/或压强函数。终结点可以选在任何需要的压强。

本方法的目标在于消除逆行回流，减少或消除顺行回流，控制颗粒密度和分布，输送最佳剂量，实现预定压强终结点，提高效率以及降低毒性。

参见图41A，示出导管的纵向截面图，包括近端和远端、导管体204、远侧末端203和近侧定位的毂206。导管体204具有两个腔，其与毂206流体连通，第一腔从毂206的端口208延伸至导管204的远侧末端203，其中，流体可以从毂206近侧注射并从导管204的远侧末端203流出，第二腔从毂206的端口210延伸至与导管204的远侧末端203相隔一定距离的中间位置，所述第二腔适用于与球囊连通，用于膨胀和收缩。

参见图41B，示出本发明第一实施方式的纵向截面图，包括近端和远端、导管体204、远侧末端203以及双层闭塞球囊214，闭塞球囊214具有通道205、阀207和近侧定位的毂206。虽然图中示出球囊214具有两个通道，每个通道都有阀，但球囊214可以具有1、2、3、4或任意数量的通道和任意数量的阀或没有阀。这种情况下，阀构造允许流体从球囊214的近侧侧面流至球囊214的远侧侧面，并限制流体从球囊214的远侧侧面流至球囊214的近侧侧面。但是，相反的阀朝向和流动方向也是本发明的一部分。导管体204可以具有1Fr-10Fr的直径，更典型地是2Fr-5Fr，以及10cm-250cm的长度，更典型地是50cm-150cm。处于径向膨胀构型时，双层闭塞球囊214可以具有1mm-30mm的直径，更典型地为2mm-10mm。

参见图41C，示出本发明设备的可选实施方式，包括导管体218、远侧末端209、毂206和伞形闭塞结构220。当处于径向膨胀构型时，闭塞结构将完全闭塞血管内的流。伞形闭塞结构220定位于与导管216的远端相隔一定距离处，并形成沿圆周设置在导管216周围、外直径与血管接触的伞形结构。当处于径向膨胀构型时，伞形闭塞结构220可以具有1mm-30mm的直径，更典型地是2mm-10mm，以及0.25mm-10mm的纵向厚度，更典型地是0.5mm-2mm。图中示出伞形闭塞结构220的闭合端附接至V形开放端远侧的导管，但是，也可以设置为相反朝向或可以设置为与导管体218呈90度角。

参见图41D，示出本发明的设备222，包括导管218、远侧末端209、毂206和具有通道230和阀228的单向伞形闭塞结构224。闭塞结构224将允许近侧至远侧的流并阻止远侧至近侧的流。

参见图41E，示出设备232，包括导管体234、导管远侧延伸部分235和远侧末端211。导管延伸部分235可以具有0.5Fr-5Fr的直径，更典型地是1Fr-3Fr，并且可以没有，或可以是任何长度，通常为2mm-30mm，更典型地为5mm-20mm。

参见图41F，示出本发明的优选实施方式，包括导管体237、导管延伸部分235、远侧末端211、鼻件241及径向膨胀构型的双层闭塞球囊243。在这种情况下，双层闭塞球囊243设置在形成于远侧导管延伸部分235上的袋部内，且位于导管体237的远端和鼻件241的近端之间。鼻件可以是锥形的鼻锥、管或导管的远端圆片、钝圆管或任何直径等于或小于导管体的其它结构。当处于径向约束构型时，双层闭塞球囊243的外直径约等于导管体237的外直径。

参见图41G，示出本发明设备245的又一实施方式，包括导管体247、远侧末端234、鼻件241、近侧毂206和具有通道230和阀228的单向伞形闭塞结构224。在这种情况下，具有通道230和阀228的单向伞形闭塞结构224设置在形成于远侧导管延伸部分234上的袋部内，且位于导管体247的远端和鼻件241的近端之间。鼻件241可以是锥形的鼻锥、不透射线标志带、管或导管的远侧圆片、钝圆管或任何直径约等于导管体的其它结构。当处于径向约束构型时，单向伞形闭塞结构224的外直径约等于导管体247的外直径。

参见图42，示出本发明单向闭塞结构优选实施方式的四个示意图。图42A示出处于径向膨胀构型的双层单向闭塞结构236(同时参见图41B、41F)，包括近端238、远端240、球囊242、球囊护套244、通道246、阀结构250、外球囊护套尾部254、球囊尾部256、流方向箭头252和流出口248。当闭塞结构236如图41F所示设置在导管上时，近侧至远侧(顺行)方向的流体流如箭头252所示，经过通道246和阀250，在远侧流出口248流出。球囊护套244内表面在通道246远侧的顺行流体压强导致球囊护套244内表面在阀250处远侧定向位移或偏转，从而允许流体通过流出口248。当流回流时，球囊护套244外远侧表面在阀250处的流体压强导致球囊护套244按压球囊242的远侧表面，从而关闭阀250并防止逆行流。将单向闭塞结构236设置在导管上的相反方向将导致远侧至近侧流动并防止近侧至远侧流动。虽然图42A示出闭塞结构为双层，包括内球囊和外护套，应当理解的是，护套不是必须的，且具有从近侧表面到远侧表面通道的球囊被视为本发明的一部分。球囊242包括通道246，其可以通过塑模、挤压、真空成型或其他使材料具有所需数量和构造的通道的成型方式形成。可选地，标准球囊(包括但不限于圆形或椭圆形球囊)可以改进为具有近侧至远侧的通道。一种改进球囊的方法是形成朝向圆周的纵向褶皱，从而形成从球囊近侧表面延伸至球囊远侧表面的V形通道。用上述方法将护套置于这种改进球囊之上将得到与使用图42A-42D所示球囊同样的效果。

参见图42B，示出本发明单向闭塞结构236的侧面图，包括近端238、远端240、球囊242、球囊护套244和流方向箭头252。

参见图42C，示出单向闭塞结构236的近侧图，包括近端238、远端240和通道246。

参见图42D，示出单向闭塞结构236的远侧表面图，包括近端238、远端240和流出口248。流出口248形成为球囊尾部256和球囊护套254之间的空间。也可以在通道246下方立刻终止球囊护套244，从而形成不包括球囊护套尾部254的阀250。

参见图43，示出单向闭塞结构236的模型示意图，其处于径向膨胀构型，包括近端238、远端240、球囊护套244、球囊242(定位于球囊护套244内)和通道246。该设备经过检验，能经受远侧表面上至少220mmHg的压强而不产生逆行流。

参见图44，示出设备60中处于径向约束构型的单向闭塞结构272适应导管265的远侧延伸部分267，导管265包括远端262、近端264、近侧套圈266、远侧套圈268(形成为鼻锥)和设备袋部270。近侧套圈266和远侧套圈268可以包括金属，如不透辐射的标志带、热缩管或任何塑料塑料材料，如聚氨酯、聚乙烯、聚苯乙烯、乙缩醛、PTFE、尼龙等，并且可以具有1mm-20mm，更典型地为2mm-10mm的长度。这种情况下，朝向圆周的闭塞结构272保持在导管265的袋部270内，其外直径约等于导管265的外直径。

参见图44B，示出设备260，包括处于径向膨胀构型的单向闭塞结构272，包括近端264、远端262、球囊242、球囊护套244、阀250、流出口248、通道246、流箭头252、近侧套圈266、远侧套圈268、导管274、球囊填充腔270和导丝/注射腔276。在这种情况下，没有远侧球囊护套尾部，球囊护套恰好终结于通道246下方、导管延伸部分267周边上方的球囊表面，从而将流出口设置在球囊护套终点和导管之间。

参见图45A，示出设备280，包括导管282和处于径向膨胀构型的伞形结构闭塞结构284，其中伞形闭塞结构284朝圆周设置在导管282周围，从而使其外圆周360度环绕导管282。当设备280定位于动脉或静脉中，且伞形闭塞结构284以径向膨胀构型设置时，闭塞设备284的外周边将至少接触血管壁内部并基本闭塞血流。图45A示出闭塞结构284的方向为朝前的V形，并且图45B示出设备282和处于相反的V形构造的闭塞结构284。当处于径向膨胀构型时，本发明的闭塞结构也可以相对于导管呈90度角方向。

参见图46A，示出设备290，包括近端292、远端294、导管296、处于径向膨胀构型的双向闭塞结构299、框架298和通道2100，其中流体可以通过通道2100从近侧流至远侧或从远侧流至近侧。虽然图中示出两个通道，但双向闭塞结构298可以具有1、2、3或任意数量的通道。

参见图46B，示出设备2102，包括近端2104、远端2106、导管2108和单向伞形闭塞设备2110，闭塞设备2110包括框架2111、通道2112和径向阀2114，其中流体仅从近侧流至远侧(顺行)，逆行流被径向阀2114阻止。虽然设备2102仅允许顺行流，但如果需要，装置2102的设备2110可以构造为仅允许逆行流和/或具有如图所示的朝前的V形构造，或者，如果需要，相反的V形构造或相对于导管2108呈90度角朝向。

闭塞结构2110的框架298和2111可以由金属，如镍钛合金或埃尔吉洛伊非磁性合金等形状记忆金属，或塑料，如聚乙烯、聚氨酯、聚苯乙烯、PTFE、乙缩醛和尼龙，或弹性材料，如硅胶，或织物，如棉和人造纤维制成，并且包括网眼、线框、隔板，并且可以褶皱或以其他方式堆叠或可以是其他任何便利结构或材料，只要其具有足够的强度和多孔性，能闭塞升高的血管压且能一体形成通道和阀。阀2114可以由聚丙烯树脂和聚氨酯等柔性或刚性塑料、硅胶等弹性材料制成，并且可以具有包括翻板、套袋、锥部、鸭嘴部、隔板等的构造，其厚度为1-50密尔，更典型地为2-10密尔。

参见图47A，示出本发明的单向闭塞结构2120的远侧表面示意图，包括导管2122(向前延伸)、设备框架2124、径向阀2125及定位于径向阀2125下方的通道2126。如图所示，径向阀2125从导管290沿径向向外延伸并同时覆盖所有四个通道。图中所示实施例示出四个通道；但是，可以使用任意数量的通道。这种构造允许流从单向伞形闭塞结构2120的近侧表面流至远侧表面；但是，也可以是相反的流。

图47B示出本发明的另一实施方式，包括单向伞形闭塞结构2128，包括导管2130(向前延伸)、设备框架2132、阀2136及定位于阀2136下方的通道2134。这种情况下，每个通道都有单独的阀，且虽然图中示出四个通道和阀，但本发明的设备可以具有任意数量的通道和阀，其仅受阀和通道的尺寸及框架2124和2132的面积限制。这种单向构造允许流从伞形闭塞结构2128的近侧表面流至远侧表面；但是，通过改变阀的流向或将单向闭塞设备在导管2122和2130上旋转180度，也可以实现相反的流。

图48示出用5密尔的聚氨酯材料构造的微型阀2140模型。该设备经过检验，可以抑制施加于其远侧表面的至少220mmHg的流体压强。

参见图49A，示出设备2142，其包括处于径向膨胀构造的三角形闭塞结构2145并适应导管2144，其中闭塞结构2145具有框架2146，其朝圆周方向布置在导管2144周围，从而使其外圆周包括360度。当设备2142放置于动脉或静脉中时，框架2146以径向膨胀构型设置，并且框架2146的外周边将至少接触血管壁内部并至少基本闭塞血流。

参见图49B，示出设备2148，包括导管2150和单向三角形闭塞结构2151，闭塞结构2151包括框架2152、通道2154和径向阀2158。虽然文中引用了伞形或三角形的单向闭塞阀，但应当理解的是，可以使用任何形状，包括但不限于，矩形、椭圆形、圆锥形和圆形。此外，单向闭塞结构的另一构造是膨胀或闭塞球囊，或任何其他设置为具有通道和阀的医用球囊，所述阀从近侧表面延伸至远侧表面。

现在参见图50A-50C，示出一种使闭塞结构2191从径向约束构型扩展为径向膨胀构型，之后再回复径向约束构型的方法。图50A示出设备2180的纵向截面图，包括近端2182、远端2184、外导管2186、内导管2188、鼻锥2190及径向约束单向闭塞结构2191，闭塞结构2191包括框架2192、阀2194和框架附接点2196。单向闭塞结构2191在附接点2196处附接至内导管2188，其中对闭塞设备2191预先施加力，所述力推动其远侧在附接点2196处朝近侧枢轴转动。这种情况下，外导管2186相对于所述预加力约束闭塞结构2191。设备2180首先定位于靶结构或其附近的脉管系统内。

参见图50B，示出外导管2186如箭头2200所示朝近侧收缩，同时内导管2188保持固定，从而移除闭塞结构2191上的约束，允许其在附接点2196处向外且沿近侧方向枢轴转动并变为径向膨胀构型。框架2192可以由镍钛诺(nitinol)合金或埃尔吉洛伊非磁性合金(elgiloy)等形状记忆金属制成，并在附接点2196处预成型为径向膨胀构型，从而在闭塞结构2191移动至径向约束构型时向闭塞结构2191预先施加外力。若使用编织镍钛诺合金管，可以预成型为径向膨胀构型，其中闭塞结构2191朝圆周方向布置在导管2144周围，其外圆周为360度。在此实施例中，网眼表面可以由聚氨酯、PTFE、硅胶等覆盖，并且通道穿过网眼形成，阀定位于通道上方。

参见图50C，示出外导管2186朝远侧收缩，同时保持内导管2188固定，从而使框架2192在附接点2198处朝远侧枢轴转动并将闭塞结构2191设置为径向约束构型。

参见图51，示出解剖结构2200，包括主动脉2202、右动脉2204、左动脉2206、毛细血管2208、肿瘤2209和血流方向箭头2212。图51A-51E示出本发明的方法，其中，与经动脉化疗栓塞(TACE)一样，利用药物释放粒子栓塞肿瘤。

第一步中，用导管2214的腔1将包括双腔导管2214和径向约束单向球囊闭塞结构2216(同时参见图42)的设备2211从身体表面的介入点，通常为腹股沟股动脉，向前推送通过导丝2213，并定位于如图51A所示的肿瘤供血动脉内或其附近。如箭头2212所示，顺行方向的血流经过设备2211进入肿瘤2209的毛细血管2208。

第二步中，通过利用如图51B所示结构图中的导管2214的第二腔(球囊膨胀腔)为图42中的双层设备的内球囊膨胀，将单向球囊闭塞结构2216设置为径向膨胀构型。当设置为径向膨胀构型时，约为80-130mmHg的正常血压推动闭塞结构2216的阀2217至打开位置，从而允许顺行血流通过通道2219并流入肿瘤2209的毛细血管2208。

图51C示出第三步，其中，化疗栓塞颗粒2218开始被注射到左动脉2206和肿瘤2209的毛细血管2208中。此时，单向闭塞结构2216的阀2217处于打开位置，并且血液沿顺行方向流过通道2219，通道2219持续将栓塞颗粒2218运载至肿瘤2209的脉管系统内。

参见图51D，示出第四步，其中化疗栓塞颗粒2218开始栓塞毛细血管2208的远侧，毛细血管2208近侧部分和左动脉2206内的压强上升。这种反压导致血流和化疗栓塞颗粒2218沿逆行方向流动；但是，左动脉2206内的反压推动阀2217关闭，从而将颗粒2218保持在闭塞设备2217远侧的血管腔隙内。利用目前的直末端导管，化疗栓塞程序将在此处结束，因为颗粒将回流向后越过导管进入体循环，导致非靶栓塞及相关并发症。

图51E示出第五步，这是使用目前的导管不可能实现的。其中继续注射栓塞颗粒，没有出现逆行回流，并用颗粒2218进一步填充肿瘤的脉管系统。这种方法既能防止逆行回流相关的并发症，又能允许更多的颗粒进入肿瘤。

图51F示出本方法的最后一步，其中闭塞结构2216设置为径向约束构型，且设备2211沿导丝2213从体内撤回。

虽然文中特别提到能够从径向约束构型向径向膨胀构型过渡的设备，这种过渡并不是必须的。本发明的单向闭塞结构可以构造为永久膨胀构型。这种情况下，闭塞结构可以是高柔性材料，如低硬度塑料或橡胶或柔性网眼或任何具备足够强度和柔性、能通过脉管系统、到达靶点并提供单向闭塞的材料或结构。

参见图52，示出设备的远侧部分302，包括远端303、近端304、导管体306、远侧末端308、鼻锥310、完全膨胀构型的部分闭塞球囊312、通道314和单向阀316。在此实施方式中，允许近侧到远侧方向的流通过通道314并通过单向阀316限制其流向近侧。部分闭塞球囊312可以是任何形状，并且直径为1mm-30mm，更典型地是2mm-10mm。

参见图53，示出本发明设备远侧部分的纵向截面320，包括导管体306、远侧末端308、鼻锥310、径向约束球囊322、近侧球囊袋部边界324和远侧球囊袋部边界326。径向约束球囊322容纳于由边界324处的导管306远侧和边界326处的鼻锥310近侧限定的袋部内。约束球囊的外直径约等于导管体306的外直径。这允许球囊容纳于袋部内并保持导管具有所需的最小直径。

参见图54A，示出本发明设备的远侧部分330，包括导管体306、导管延伸部分307、远侧末端308、鼻锥310、球囊袋部332、导丝和注射腔334及球囊膨胀腔336。导管体306具有0.25mm-5mm的直径，更典型地是0.5mm-1.5mm，以及10-240cm的长度，更典型地是75cm-150cm。导管延伸部分307具有0.25mm-3mm的直径，更典型地是0.4mm-1mm，以及5mm-100mm的长度，更典型地是5mm-40mm。球囊袋部332具有等于导管体306和导管延伸部分307直径之差的深度，以及1mm-50mm的长度，更典型地为5mm-15mm。球囊壁厚度和内直径可选，挤压或塑模成型以适合放入球囊袋部332内并使延伸至球囊袋部332上方的球囊最小化。

参见图54B，示出远侧部分330，包括径向约束构型的球囊338，其保持在球囊袋部332内且外直径约等于导管体306的外直径。

参见图54C，示出远侧部分330，包括径向膨胀构型的球囊338，其具有通道314和闭合方向的单向阀316。部分闭塞球囊338可以是任何形状并且直径为1mm-30mm，更典型地是2mm-10mm，且长度为1mm-50mm，更典型地为5mm-15mm。通道314可以是校准为使所需流通过的任何形状、构造及开口。在优选实施方式中，球囊直径为6mm且通道直径为0.5mm-5mm。球囊338包括通道314，可以通过塑模、挤压、真空成型或其他使材料具有所需数量和构造的通道的成型方式形成。可选地，标准球囊(包括但不限于圆形或椭圆形球囊)可以改进为具有近侧至远侧的通道。一种改进球囊的方法是形成朝向圆周的纵向褶皱，从而形成从球囊近侧延伸至球囊远侧的V形通道。将护套或膜置于这种改进球囊上，形成共同未决专利申请61/917131中描述的纵向通道和单向阀。

参见图55A-55C，示出本发明设备的系列构型。

参见图55A，示出设备结构350的纵向示意图，包括导管体306、位于远侧的导管延伸部分307和位于近侧的毂352，其包括导丝和注射端口354及球囊膨胀/收缩端口356。

参见图55B，示出设备结构350的纵向示意图，包括附加鼻锥310和位于导管体306远侧和鼻锥310近侧之间的球囊袋部。

参见图55C，示出本发明设备358的纵向示意图，包括导管体306、球囊340和毂352。图中示出球囊340处于径向膨胀构型，包括球囊314和位于打开位置的阀316。

参见图56，示出解剖结构360，包括肿瘤362、主动脉366、远侧主动脉367、侧支动脉370和374、肿瘤毛细血管373、375、377和379，以及血流方向箭头368、372、376和378。在肿瘤位于肝右叶的情况下，动脉366为肝右动脉，动脉367为远侧肝右动脉，其如流方向箭头368和378所示朝肿瘤流动。在这种情况下，动脉370为胃十二指肠动脉，动脉374为肝肠动脉，如十二指肠上动脉，两动脉内的正常血流远离肝动脉流动，如流方向箭头372和376所示，并进入同时为肝脏和胃肠道供血的动脉网。从肝动脉366流出的血液同样流入肿瘤毛细血管373、375、377和379。通过肝右动脉的正常血流流量在4毫升/秒的范围内。

参见图57A-57H，示出根据目前医疗实践的肿瘤栓塞方法。图中示出至少部分步骤被用于目前基于导管的肝脏肿瘤栓塞疗法中。

程序的第一步是从腹股沟的股动脉向前推进导丝382，使其通过髂动脉、大动脉、腹腔动脉、肝动脉，并如图57A中解剖结构380所示，进入肝右动脉366。导丝382的直径通常约为0.25mm-1.25mm，更典型地是0.4mm-1mm。

在程序的第二步中，如图57B所示，引导导管392越过导丝383，并沿与导丝382相同的动脉路径向前推进。通常地，引导导管具有约1.5mm-2.5mm的外直径，并具有可以容纳微导管的中央腔，所述微导管具有0.5mm-1.5mm的外直径。引导导管由于太大无法进入肿瘤附近的脉管系统，通常沿脉管路径尽可能地朝肿瘤推进。血流遵循如图56所示的正常流动模式，并在引导导管392的侧面附近流动。

在图57C所示的第三步中，可选地移除导丝382并用更小直径的导丝398替代，导丝398可以适合进入微导管的中央腔。导丝398通常具有0.2mm-0.75mm的直径，更典型地是在0.25mm-0.6mm的范围内。

在程序的第四步中，微导管3104越过导丝3989向前推进至引导导管392远侧以外的位置，并进入如图57D中解剖结构3102所示的肿瘤或附近的脉管系统内。微导管3104被推进至尽可能地靠近肿瘤，并且，若解剖允许，像超选择栓塞一样进入肿瘤脉管系统。微导管3104通常具有0.75mm-1.5mm的直径，更典型地为约1mm，以及50cm-200cm的总长度，更典型地为75cm-150cm。中央腔微导管3104优化为具有尽可能大的内直径；但其范围通常为0.5mm左右。

在第五步中，如图57E的解剖结构3200所示，导丝398从微导管3104上移除。移除导丝398允许微导管3104的中央腔用于将药物和/或栓塞材料注射进入肝右动脉和肿瘤内的靶部位。根据由箭头368、372、376和378所示的正常流动方式，血液持续在引导导管392和微导管3104周围流动并进入肿瘤362的毛细血管373、375、377和379、胃十二指肠分支370和肝肠分支374。

图57F示出第六步中的解剖结构3208，用注射器或其他工具将药物和/或栓塞剂从微导管3104的近侧注射，经毂52(参见图55)的导丝/注射端口354，纵向穿过导丝注射腔334(参见图54)，从导管延伸部分307的远侧流出。这种情况下，如流箭头3212所示，栓塞颗粒3210被流入远侧肝右动脉3214、肿瘤毛细血管373、375、377和379的正常血流运载，沿流箭头376所示方向进入肝肠动脉374。流经胃肠支动脉374或任何其他微导管3104远侧末端远侧的动脉分支、随正常前行血流流动的药物和/或栓塞剂储存在非靶部位，包括部分肝脏和肠。这种进入远侧肝肠动脉的顺行(至导管末端的)旁路可能导致严重的并发症，包括部分肝脏或肠损坏或死亡、胃溃疡，甚至是患者死亡。此外，流经非靶部位、未能进入肿瘤的药物和/或栓塞剂导致输送至肿瘤的药物和/或栓塞剂低于优选剂量，且低于所需药效。但是，为了避免上述严重并发症，医生通常会对肿瘤脉管系统栓塞不足。

参见图57G，示出前行血流介导栓塞过程，毛细血管373、375、377和379的远侧充满颗粒3210并被栓塞。这一过程迅速降低通过肿瘤的血流速度并导致肿瘤脉管系统内压强骤升，并伴随来自肝动脉的高容量血流逆行偏转。此外，远侧肝动脉3214内形成反压，导致颗粒如流方向箭头3234所示沿逆行方向流动。这会导致：(1)进入肝肠分支374的顺行旁路增加，(2)回流越过导管进入胃十二指肠动脉370，以及(3)向医生发出颗粒注射应该停止的信号，即使肿瘤只是部分栓塞。这种情况下，由于血流较大，有可能较大的毛细血管先被栓塞，而较小的毛细血管则保持未栓塞。压强迅速上升，部分原因是由远侧毛细血管栓塞导致的，还有部分原因是由来自肝动脉的高容量血流导致的。由于栓塞是理想的终结点，似乎降低来自肝动脉的前行血流速度可以允许肿瘤有更长的时间吸收血流及药物和/或栓塞剂流，并允许更多的栓塞发生，改善颗粒在肿瘤脉管系统内的分布。

参见图57H，示出药物和/或栓塞剂注射完成，微导管3104和引导导管392被移除，以及肿瘤毛细血管373、375、377和379内的最终栓塞分布，在此实施例中，较大的毛细血管379被最大程度地栓塞，较小的毛细血管377的栓塞程度较低，而更小的毛细血管373则保持未被栓塞。

参见图58，示出根据本发明设备的肿瘤栓塞方法。图57A-57E示出第1-5步，其对于图57所示的标准导管和本发明设备来说都是一样的，因此不再进一步示出。

参见图58A，示出本发明设备定位于远侧肝右动脉3214中，包括处于径向膨胀构型的部分闭塞球囊3256，其包括通道3258和3260，以及位于打开位置的单向阀3262和3264。图58A示出两个通道，但是，可以使用1、2、3个或任意数量的通道。可以有阀，也可以没有阀。最大通道尺寸由球囊直径限制，但可以尽可能地小。阀3262和3264可以是片状阀、鸭嘴阀(duckbill)、隔板或任何其他类型的阀，只要其仅允许一个方向的流即可。图中示出可选压强传感器3266，其提供部分闭塞球囊3256远侧脉管空间的实时压强测量，以及压强传感器3265，其提供部分闭塞球囊3256近侧脉管空间的实时压强监测。测量远侧脉管空间压强的压强传感器3266可以用于根据预先设定或非预先设定的压强读数指示程序终结点。这将是首次允许定量定性的压强介导终结点，而不是目前主观的血流介导终结点，并实现程序的再现性和标准化，允许中心到中心及医生到医生的一致性。这之所以可行，是因为部分闭塞球囊3256远侧的脉管空间与部分闭塞球囊3256近侧的脉管空间相互隔离，从而允许远侧空间内的动脉压与肿瘤内的动脉血压紧密相关。通过肝动脉368、远侧肝动脉3214和近侧动脉370的血流方向正常，与流方向箭头368、372和378所示及肿瘤毛细血管373、375、377和379内流方向箭头3212所示的血流方向一致。但是，部分闭塞球囊3256导致远侧肝右动脉214和肿瘤毛细血管373、375、377和379内的血流大量减少。血流可以通过本发明中的部分闭塞球囊控制，从而使总流量可以在近100％(未终止流)到完全闭塞时近0％的范围内变化。最值得关注的是部分闭塞，其与未闭塞动脉相比具有1％-25％的流。因此，通道3258和3220仅允许少部分正常血流在远侧经过。部分闭塞球囊3256远侧的血压根据闭塞的性质不同，也从任意位置骤降约5mmHg-10mmHg。这种压强下降导致分支动脉374如流方向箭头376所示反转方向，朝远侧主动脉3214和肿瘤毛细血管373、375、377和379流动。部分闭塞球囊3256引起的血流减少和压强下降同样导致肿瘤毛细血管373、375、377和379内的血流减少和压强下降。这具有重大意义，因为其允许更多的药物/栓塞剂在反压引发血流停滞和逆行流之前进入肿瘤。

现在参见图58B的解剖结构3280，其中药物和/或栓塞剂的注射已经启动。来自近侧主动脉366的血流在通过通道3258和3260并进入远侧主动脉3214的过程中逐渐变细。抗癌剂由逐渐变细的前行血流运载，通过远侧主动脉3214并进入肿瘤毛细血管373、375、377和379。当远侧脉管空间内的压强小于部分闭塞球囊3256近侧脉管空间内的血压时，阀3262和3264位于打开位置。由于远侧肝右动脉内的血压小于连接至分支动脉374远侧的动脉网内的血压，分支动脉374继续沿如流方向箭头376所示的相反方向流动。这种情况下，顺行药物/栓塞剂被防止流入分支动脉374且不会出现顺行旁路和非靶输送。可选压强传感器3266和3265或通过导管6(参见图54A)的导丝/注射腔334的压强测量可以用于监测实时压强。

参见图58C，示出解剖结构3290，与目前完全不管制前行血流的方法相比，通过远侧肝动脉3214的较低速血流和较低压强允许肿瘤毛细血管373、375、377和379以较低节奏填充且更好地分布。但是，某些时候，肿瘤毛细血管栓塞会导致血液和抗肿瘤剂的逆行偏转，并如图58D所示，增加远侧肝动脉3214中的压强。此时，远侧肝动脉3214中上升的压强导致阀3262和3264关闭，阻止逆行流和非靶栓塞通过分支动脉370或部分闭塞球囊3256的其他任何近侧动脉。与目前图57所示的标准方法相比，这种逆行偏转和压强增加会以较低速度进行。压强增加和逆行流的减缓允许医生有更大的时间窗来结束程序。若压强监测完成，可以使用明确的压强来终结程序。若远侧肝动脉3214内的反压超过心脏收缩压，分支动脉374将再次遵循如图56中流方向箭头376所示的正常血流模式。这种情况将允许顺行药物和/或栓塞剂流入分支动脉374并流至非靶部位。但是，对分支动脉374内对比运动的视觉观察或等于或低于分支动脉374流反转压强的明确压强测量可以作为程序终结信号。

现在参见图58E的解剖结构3300，程序已完成，且本发明的导管3254和引导导管3252已移除。利用本发明的设备，与如图57H所示的当前微导管3104相关的分布和填充相比，肿瘤毛细血管373、375、377和379的分布和填充都得以改善。

在一些实施方式中，使用压强反馈环路来控制流体进入速度(例如，栓塞滴注射速度)。在此类实施方式中，血压传感器可以设置在导管远侧末端，用于监测闭塞或部分闭塞结构远侧脉管系统的压强。在一些实施方式中，可以使用预先设定的压强设定值。设定值可以是绝对压强，也可以是收缩压的百分比(如收缩压的约100％)。这种系统可以编程为通过自动控制注射速度(如注射泵的速度或压强)，保持远侧脉管系统压强等于或小于设定值。通过确保远侧脉管系统的压强不超过收缩压，可以防止逆行流和/或其他不需要的血流。

在一些实施方式中，可以使用压强变化速度代替压强反馈环中的预设压强或作为其补充。例如，若远侧脉管系统压强的上升开始快于预定速度，栓塞物质的注射速度可以减缓、暂时停止或指示程序终结点。终结信号可以是听觉、视觉、触觉或向程序相关人员发出的其他信号，并且/或可以是自动关闭程序中所使用的医疗设备或改变其状态的信号。

图59A-59D示出根据本发明多个方面的闭塞导管的远端的装配步骤。

图60示出图59A-59D的闭塞导管的远端完全被引入脉管系统的细小分支中。此设计中两个放大的接触点允许导管被引导进入更小的脉管系统，而不是由常规的导管末端引导。

图61A示出根据本发明原理构造的整个闭塞导管。图61B示出图61A所示闭塞导管的远端的构造特征细节。

需要重点注意的是，本发明的设备控制部分闭塞球囊远侧动脉空间内的血流和压强，大大降低了肿瘤毛细血管内的流速和压强，并导致远侧分支动脉内的血流逆转。因此，上述设备和方法能够基本消除通往非靶部位的逆行和顺行旁路，并用药物和/或栓塞剂更彻底地填充肿瘤毛细血管，且与标准设备和方法相比，可以提高功效，减少并发症。

Claims (19)

1.一种导管组件，包括：

导管体，其具有近端、远端和球囊膨胀腔；以及

能够附接至所述导管体的远端的可膨胀球囊，所述球囊具有至少部分限定内部容积的内表面，所述球囊被构造成使得所述内部容积能够与所述导管体的膨胀腔流体连通以使所述球囊膨胀，所述球囊具有近侧表面和远侧表面，

其中，所述球囊设置有延伸通过所述球囊的通道，所述通道能够提供所述球囊的近侧表面与所述球囊的远侧表面之间的流体连通。

2.根据权利要求1所述的导管组件，其中，所述导管组件包括远侧末端部分，其延伸超过所述导管体的远端。

3.根据权力要求1所述的导管组件，其中，所述球囊包括阀，所述阀能够影响通过所述通道的流体流。

4.根据权利要求3所述的导管组件，其中，所述阀定位在所述通道的远端。

5.根据权利要求3所述的导管组件，其中，所述阀定位在所述通道内。

6.根据权利要求3所述的导管组件，其中，所述阀能够允许远侧方向的流且限制近侧方向的流。

7.一种用于将治疗剂输送至体内靶部位的设备，所述设备包括：

导管体，其具有近端、远端、第一轴向腔和第二轴向腔，所述第一轴向腔从所述导管体的近端延伸至所述导管体的远端，并提供所述导管体近端与远端之间的流体连通，所述第二轴向腔从所述导管体的近端延伸至所述导管体上的更远侧位置；

球囊，其径向设置在所述导管体的远端附近，所述球囊具有近侧球囊表面、远侧球囊表面、径向约束构型和径向膨胀构型，其中，所述球囊与所述第二轴向腔流体连通，且具有从所述近侧球囊表面延伸至所述远侧球囊表面的至少一个通道，从而提供所述近侧球囊表面与所述远侧球囊表面之间的流体连通；以及

球囊护套，其设置在所述球囊的外表面上，所述护套具有近侧侧面和远侧侧面，所述近侧侧面具有与所述球囊通道的近端对齐的开口，所述护套的远侧侧面延伸超过所述球囊通道的远端，其中，当远侧导向流体压强通过所述近侧侧面的所述开口施加时，所述护套的远侧侧面能够向远侧偏转，通过所述球囊通道并抵靠所述护套的远侧侧面的近侧表面，从而允许流体通过所述球囊通道并进入所述球囊和所述球囊护套远侧的血管腔隙中，其中，当压强施加于所述护套的所述远侧侧面时，所述护套的所述远侧侧面也能够向近侧偏转至所述远侧球囊表面上，从而防止近侧导向流进入所述球囊通道。

8.根据权利要求7所述的设备，其中，所述护套的所述远侧侧面与所述远侧球囊表面之间的界面形成单向阀。

9.根据权利要求7所述的设备，其中，导管延伸部分从所述导管体的所述远端纵向设置。

10.根据权利要求9所述的导管延伸部分，其中，所述导管延伸部分具有小于所述导管体的直径。

11.根据权力要求9所述的设备，其中，所述球囊和所述球囊护套设置在所述导管延伸部分上。

12.根据权利要求9所述的设备，其中，鼻件在所述球囊和所述球囊护套的远侧位置适应所述导管延伸部分。

13.根据权利要求12所述的设备，其中，所述球囊和所述球囊护套定位在所述导管体的远端和所述鼻件的近端之间的袋部中。

14.根据权利要求9所述的设备，其中，所述径向约束球囊和所述球囊护套的外直径小于或等于所述导管体的外直径。

15.一种肿瘤栓塞方法，所述方法包括：

将包括导管体和部分闭塞结构的设备推进至体内的靶肿瘤部位；

允许顺行血流通过所述部分闭塞结构，所述允许的顺行血流少于所述部分闭塞结构未就位时的正常血流；

从所述设备注射栓塞物质，以允许所述顺行血流将所述栓塞物质运载至所述肿瘤靶区的脉管系统内；

监测所述部分闭塞结构远侧的血管空间内的实时压强测量；

根据所述压强测量的监测指示程序终结点；以及

从体内撤回所述设备。

16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述允许的顺行血流范围为所述部分闭塞结构未就位时正常血流的约1％-约25％。

17.根据权利要求15所述的方法，其中，指示所述程序终结点发生在所述部分闭塞结构远侧的血管空间内的压强达到预定压强时。

18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述预定压强为未闭塞收缩压的预定百分比。

19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述预定百分比约为100％。