CN107115161A - 一种带有标记的球囊导管以及加工和定位方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种带有标记的球囊导管以及加工和定位方法,其中球囊导管包括导管，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、近端以及位于远端和近端之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端和近端的最大直径；绕所述球囊分布有标记环。本发明利用X射线或超声波成像技术，可以在手术过程中实时显示球囊导管上的标记物，通过标记物的位置、形状来确定球囊导管的释放程度以及与主动脉瓣环的位置关系。

Description

一种带有标记的球囊导管以及加工和定位方法

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以及加工和定位方法。

背景技术

瓣膜成形术的球囊导管已经用于后扩张经由经导管主动脉瓣置换术(TAVR)放置的支架瓣膜。瓣膜成形术的球囊导管放置在支架瓣膜内，并且在TAVR装置到达穿过狭窄的天生主动脉瓣膜的位置之后扩张。这种后扩张使支架瓣膜的支架结构与周围组织更加直接的接触，其中，周围组织包括天生主动脉瓣膜小叶和与小叶，主动脉窦和左心室流出道(LVOT)相关的钙结节，从而减少围绕支架瓣膜的周边的血液泄漏量。

对于自膨胀(SE)TAVR装置，后扩张步骤可以确保下层组织例如自体瓣膜小叶和钙结节通过后扩张瓣膜成形术程序完全扩张或变形。该组织变形不仅提供了通过替换的瓣膜的血流的改善区域，而且提供了在支架结构和天然主动脉瓣组织之间的瓣周漏(PVL)的减少。

对于球囊可扩张(BE)TAVR装置，后扩张可比SE支架瓣膜更不频繁地执行；BE装置的后扩张可提供更大的支架直径，更多的支架变形，并且提供小叶组织和支架结构下面的钙沉积物的更大变形。可扩张支架的这种变形可以使支架沿着支架的周边与天然组织更紧密接触，导致瓣膜周围渗漏的减少。

天然瓣环通常可以解释为位于天然瓣膜小叶基部的主动脉根部中的狭窄；瓣环位于邻近左心室流出道(LVOT)的主动脉窦的基部。具有圆柱形球囊的TAVR装置的后扩张受限，因为不能在天然瓣环的任一侧上使瓣叶和其它限制变形，而不在环上施加可导致环形破裂或解剖的过度的力。需要一种球囊，其可以通过使天然瓣膜小叶和位于TAVR支架结构外部的其它限制性组织变形，同时确保天然瓣环不暴露于可导致瓣环破裂的过度的力，从而使柱塞扩张TAVR装置；解剖；这种球囊将有助于PVL的更大减小，并且通过减少环形破裂的可能性而为患者提供额外的安全性。

进行独立球囊主动脉瓣膜成形术(BAV)和经导管主动脉瓣置换术(TAVR)以治疗患有主动脉瓣狭窄的患者。BAV过程也可以在TAVR过程之前作为在TAVR装置递送之前的预扩张或在TAVR装置植入之后作为后扩张以减少瓣周漏的量；BAV还提供了可以在稍后开始的TAVR过程的桥梁。在植入TAVR装置期间，重要的是放置具有正确直径的TAVR装置，即提供与主动脉瓣环适当直径配合的装置。另外，重要的是沿着主动脉窦的轴线定位TAVR装置，使得其处于适当的轴向位置，其中基底环或平面包含用于三个天然瓣膜小叶中的每一个的每个天底。此外，重要的是识别主动脉窦的轴线的角度(Valsalva的窦)并且对准TAVR装置，使得它与主动脉窦的轴线对准。

通常，在TAVR过程之前执行CT扫描以识别环的直径并检查患者对TAVR过程的适合性。环形直径的CT测量不是实时执行的，并且不在诸如在TAVR装置的植入期间发现的拉伸条件下执行；钙的存在使得难以精确地测量环的真实直径。基底环的平面和瓣环的轴的取向难以使用单独的CT扫描来精确地识别。

经常的经食管回声(TEE)或经胸腔回声(TTE)用于显现主动脉瓣环并确定其直径，以便适当地确定要植入的TAVR装置的尺寸。由于瓣环的椭圆度和识别主动脉窦的轴线和瓣环的基底平面的适当位置的不准确性，主动脉瓣环的直径测量中的误差可超过2-3mm。

因此需要一种方式，能够定位瓣环的基底环的平面并且识别瓣环的精确的拉伸直径，以允许TAVR装置的实时精确的尺寸和放置。这种装置还可以用于使用2D或3D回波实时测量身体中任何管状构件的直径。例如，该装置可用于精确测量心脏的其他环的直径，测量血管的直径或身体的任何管状构件的直径。

发明内容

本发明提供一种带有标记的球囊导管，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、近端以及位于远端和近端之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端和近端的最大直径；绕所述球囊分布有标记环。

所述导管上沿轴向设有标记带。

所述远端通过直径渐变的远端肩部与腰部衔接，所述近端通过直径渐变的近端肩部与腰部衔接；所述标记环有一或多条，分布在以下位置的一处或多处：

球囊的远端、球囊的近端、球囊的腰部、远端肩部、近端肩部。

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。

本发明所述的弹性、半弹性、非弹性是相对而言，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。

所述腰部为弹性区，所述远端部分和近端部分为非弹性区。

所述远端、近端以及腰部膨胀至自身最大直径的膨胀压力各不相同，或远端与近端的膨胀压力相同，而腰部的膨胀压力大于远端与近端的膨胀压力。

所述标记环以及标记带，为可利用荧光透视显现的不透射线标记，或者可以通过2D或3D回波显现的回声标记。

本发明还提供一种所述球囊导管的加工方法，包括将含有标记物颗粒的悬浮液涂覆在一芯棒上，干燥后将形成在芯棒外表面的标记物层切割为环形带，再将该环形带结合至球囊导管的指定位置上，形成所述标记环。

本发明还提供另一种所述球囊导管的加工方法，包括将含有标记物颗粒的悬浮液涂覆在一基板上，干燥后将形成在基板上的标记物层切割为条形带，再将该条形带绕置结合在球囊导管的指定位置上，形成所述标记环。

本发明还提供一种所述球囊导管的定位方法，包括针对置入病灶部位的球囊导管，对其中的标记环进行成像，根据图像中标记环的尺寸换算成球囊导管或主动脉瓣环的尺寸。

本发明球囊导管可以用于使已植入在狭窄主动脉瓣部位的TAVR装置扩张；后扩张导致驻留在TARV支架结构外部的下层组织的变形。

球囊可以具有单个腔室，该单个腔室在膨胀至约2-3atm(范围为0.5-4atm)时膨胀，可选的，远端比近端更早地膨胀。这种分级膨胀可以通过改变远端的顺应性(材料的弹性)来实现，使得其比近端更顺应；这种球囊构造将允许更顺应的远端首先充气并将其自身定位在主动脉环的上游端。远端首先在从0到0.5atm的低压下膨胀；近端由半顺应性(半弹性)材料形成，并且需要更高的压力以使其稍后膨胀至其最大直径。

可选的，球囊具有内外两个腔室，使得远端首先通过内腔室充气，并且近端通过外腔室充气；腰部可以与内或外腔室相关联形变。

球囊可用于TAVR装置的后扩张，球囊被定位成使得腰部邻近自然主动脉瓣环。远端(例如，当装置通过股动脉进入)位于主动脉瓣环正上游的LVOT中；近端位于主动脉窦中的主动脉瓣环的下游。如果使用圆柱形球囊(与球形球囊球体具有相同的直径)。

通过腰部施加在瓣环上的较小的力通过降低主动脉瓣环破裂的可能性为患者提供了安全性。近端将通过TAVR支架结构施加更大的向外的力(即，大于等于腰部的直径)并且施加到天然瓣膜小叶上，以产生更大的变形力将自体瓣膜小叶和相关的钙结节向外推入主动脉窦；导致PVL的减少。远端将通过TAVR支架结构施加更大的向外的力(即，大于等于腰部的直径)，并且施加到刚好在瓣膜瓣环上游的LVOT的组织上，并改善支架结构与LVOT的组织的近似，导致PVL的减少。

不透射线的标记可以放置在球囊的外表面上，以帮助确保球囊轴线与主动脉环的轴线对准。位于腰部中心的圆形环将有助于确保腰部轴向地邻近适当的天然组织。较小直径腰部定位成邻近主动脉瓣的狭窄基底环或瓣环，较大的远端以及近端可以有助于提供狭窄主动脉瓣叶的改善和扩张，以及提供球囊与心脏的LVOT和主动脉窦的对准。球囊轴线与瓣环，主动脉窦和LVOT的轴线的这种对准可以帮助医生确保TAVR装置的正确对准。避免TAVR装置定位太高，腰部本身将定位成靠近主动脉瓣环或基底环的平面。

与标准圆柱形装置相比，球囊还具有用于TAVR装置的后膨胀的明显优点。球囊的较大直径的部分对TAVR装置的框架施加向外的力和位移，并且还抵靠下面的自然小叶和LVOT组织，以比标准圆柱形球囊具有更大的组织变形。较小直径的腰部对靠近瓣环的TAVR装置的框架施加较小的向外的力，并且因此保护环不会过度膨胀和破裂。

为了帮助确定球囊在LVOT，瓣环和主动脉窦内的轴向位置和对准，标记环可以围绕球囊的周围和/或球囊的腰部放置。这些标记可以是能够吸收X射线能量并且可以用荧光透视法显现的不透射线(RO)标记，或者它们可以是可以通过2D或3D回波看到的回声标记。标记环可以作为围绕球囊的固体带粘附或结合到球囊，标记环可连续分布或为一系列点构成的不连续环。

当在垂直于球囊的轴线的方向上在荧光或回波下观察球囊和标记带时，周向放置的标记环将显示为线，将帮助观察者观察实际上垂直于主动脉窦的轴的平面。

当从相对于球囊轴线的斜角观察时，周向标记环将显示为椭圆形。在荧光透视或回波下观察，可测量观察到的椭圆的长轴和短轴的相对尺寸，然后可以用于确定实际椭圆度。

RO标记或回声标记可以围绕标准圆柱形球囊的圆周放置。操作者可以获得球囊轴线与主动脉窦，瓣环和LVOT的轴线的对准，有助于瓣环的直径测量。

可以将含有RO颗粒或回声材料的聚合物溶液直接沉积在球囊的外表面上来形成标记环，即RO标记环或回声标记环。

或者，可以预先形成由RO材料或回声材料的复合材料加上聚合物材料形成的条带，之后再结缠绕结合到球囊的外表面。

结合方法包括溶剂粘合，粘合剂粘合，使用底漆或各种等离子体处理方法。一些等离子体处理方法包括例如等离子体蚀刻和使用各种气体(包括氧气，氨)的等离子体沉积，以在球囊外表面上产生活性基团，其可更容易地附接到在该带中发现的聚合物材料。如果需要，由嵌入在弹性或柔性聚合物中的颗粒状RO材料的方式形成标记环，其可以提供良好伸展特性，以便提供在压力下形变的能力。

回声标记环还可以由几种方法形成。例如，捕获在诸如泡沫聚合物或微孔聚合物的聚合物材料中的空气可以在回声下可视化。已知具有高声阻抗的材料反射声波。与所使用的声波的波长(通常对于15-3MHz的频率为0.1-0.5mm)相比，具有与周围组织不同的声阻抗，并能在回声上看到。相对于波长较小的粒径将导致回波信号被散射和衰减。可用作回波材料的颗粒包括球形聚合物颗粒，玻璃颗粒和充气颗粒，金属颗粒，扁平颗粒，泡沫颗粒等。具有类似于用于形成回波图像的固有谐振频率(即，3-15MHz)的谐振材料也将吸收回波的能量，并且将容易被回波看到；这样的共振颗粒也可以添加到聚合物溶液中以形成悬浮液，其可以沉积在球囊的圆周周围以形成条带或回声带。这种谐振材料包括具有大约2-20MHz或其倍数的谐振频率的聚合物分子，聚合物颗粒，有机金属分子或颗粒，金属分子或颗粒。

标记环还可以由导电材料形成。导电材料是悬浮在聚合物溶液的金属颗粒。金属颗粒可以是钨，银，铂，钽或其它导电金属，其可以是球形，卵石形或形状像平片，并与相邻颗粒接触或与导电聚合介质如离子聚合物接触，例如，通过悬架传输电流。导电材料还可以是被构造成拉伸和顺应球囊的直径膨胀的线。例如，线可以被配置为Z字形或螺旋形，然后结合到球囊的表面。在将导电带施加到球囊的外部之后，可以经由延伸穿过导管轴的导线来引导电流，以产生振荡电流用于心脏的回声成像，其频率通常在2-20MHz的范围内。

回声颗粒或RO颗粒也可以通过聚合物悬浮液形成膜状，然后切割并结合至球囊表面。

球囊腰部由半顺应(SC)材料形成，该材料能够在压力下拉伸，直到当球囊被充气时其与瓣环部位接触。在充气期间，监测球囊压力和充气体积，使得在腰部与瓣环接触期间，在dP/dV曲线中观察到拐点。在接触荧光透视点处，可以使用超声波，RMI，电磁信号或其它装置来检查图像并确定瓣环的形状及其EI，并且在一些实施例中确定其绝对尺寸。

成像测量时，标记环的横截面形状由X射线束(也指观测方向)相对于球囊导管的z轴(即球囊导管的轴线)的夹角θ确定。荧光透视图中θ＝arccos(长轴/短轴)，其中长轴和短轴为荧光透视图所观察到的椭圆的长轴和短轴。所观察到的椭圆的尺寸可以受到荧光透视下放大系数的影响，放大系数取决于被测对象距能量源的距离以及被测对象距收集器的距离的影响。一旦已知角度θ，则可以确定瓣环的椭圆指数(EI，即长轴与短轴的比率)。因此，可以通过测量标记环的长轴与短轴的比率以得到瓣环的EI指数。EI指数可以仅从单个透视图像确定。虽然椭圆的尺寸受放大系数影响，但是只要远端的标记环与腰部的标记环的距离在1～4cm内，通过远端的标记环测量EI指数相对精确，受到放大系数影响较小。

沿导管轴向设置呈直线形设置的标记带可以是连续或间断的，其材料可参照标记环的相关描述。

在球囊的远端上设置不透射线的标记环，该标记环的直径已知且固定不变。在荧光透视下观察标记环的形状时，图像的长轴的长度为该标记环的实际直径，短轴将等于长轴长度乘以cos(θ)。标记环由标记点组成，相邻标记点之间的距离，也可以用于确定腰部或远端的局部尺寸。

当观察X射线或荧光透视图像时可能发生的放大效应通常与被测对象与接收X射线或其他能量流的收集器之间的距离成比例。荧光信号的放大系数可影响在其荧光透视图上观察到的标记环的直径；然而，由于在荧光透视图像中观察到的长轴是标记环的固定直径，因此不会受放大系数的影响。通常，远端设置的标记环的位置必须足够接近腰环，以消除荧光透视图像中放大系数的影响，将误差控制在1mm内。

还可以在远端、近端以及腰部都设有标记环，且远端和近端上设置的标记环尺寸固定不变，腰部的标记环的尺寸可变。腰部和瓣环的实际尺寸可通过测量近端和远端上的两个标记环的绝对尺寸的平均值获取，该两个标记环相对于收集器装置的距离相等。腰部的标记环可以通过使用在荧光透视图像上观察到的上述平均值来求得放大系数。

还可以在腰部和导管轴向均设置标记。获取透视图像，结合导管轴向上标记带长度的变化，可获知观测角度相对于球囊轴线的夹角或偏移，以对测量结果进行换算。

本发明利用X射线或超声波成像技术，可以在手术过程中实时显示球囊导管上的标记物，通过标记物的位置、形状来确定球囊导管的释放程度以及与主动脉瓣环的位置关系。

附图说明

图1和图2A-2B为本发明球囊导管的结构示意图；

图3A-3B为双层结构的球囊导管的结构示意图；

图4A-4B和5A-5B为本发明球囊导管使用过程中不同状态的示意图；

图6A-6C和7A-7B为本发明球囊导管设置不同位置标记物的示意图；

图8A-8E和9A-9C为本发明球囊导管中不同制备标记物方式的原理示意图；

图10是瓣环的俯视横截面图；

图11是带有标记的球囊导管位于主动脉瓣部位的示意图；

图12是观测本发明球囊导管的原理示意图；

图13是观测本发明球囊导管的原理示意图；

图14是观测本发明球囊导管的原理示意图；

图15A是观测本发明球囊导管的原理示意图；

图15B-15E是与观测本发明球囊导管相关的各种坐标系示意图；

图16是表示本发明的球囊导管的放大率的原理示意图；

图17A-17D是与观测本发明球囊导管相关的各种坐标系示意图；

图18A是本发明的球囊导管的侧视图；

图18B是本发明的球囊导管的剖面示意图。

具体实施方式

图1中示出了本实施例的球囊导管中远端侧带有球囊104，其构造材料可以是尼龙，Pebax，PET，聚氨酯，结构上可以编织或未编织等形式。如图1所示，球囊104包括近端104C和远端104A以及位于近端104C和远端104A之间的腰部104B。在充气到1-4atm的工作压力时，远端104A和近端104C具20-30mm的直径，腰部104B直径范围16-25mm；且腰部104B直径较近端和远端的直径小2-7mm。在本实施例中，球囊104具有单个腔室，并且整个内部具有均匀的压力。

球囊104通过其近端104C与导管102连通，用以充入流体使球囊104内的工作压力上升并膨胀。可扩张支架19位于肩部104D，即位于远端104A与腰部104B的衔接部位。

如图2A和2B所示，部分标号也可参见图1，球囊104具有单个腔室，但是远端104A被构造成比近端104C在更低的压力下膨胀。例如，近端104C可以由比远端104A更有弹性的材料形成，使得较低压力(范围0.2-1.0atm)使远端104A充气至完全充气直径(范围20-30mm)，如图2A所示。在膨胀至较高压力(范围0.5-4atm)时，近端104C才进一步膨胀至完全膨胀的直径，如图2B所示。腰部104B在整个充气过程中其直径始终比远端和近端中的任何一个直径都小。为保证膨胀过程中，近端、远端以及腰部的膨胀顺序以及直径关系，可以通过使用合适的材料和结构。如图2A和2B所示的球囊结构，远端104A可以采用在低压(范围为零至0.2atm)下形成膨胀至最大直径配置的非弹性材料(即NC材料)制备。近端104C可以采用在低压下膨胀至相对较小直径的半弹性或弹性材料制备。如图2A所示，在低压(范围为零至0.5atm)下，近端104C直径较小，如图2B所示，在相对高压下(0.5-4atm的压力下)，近端104C膨胀至完全膨胀的直径(范围为20-30mm)。

球囊104还可以在完全膨胀状态下保持如图2A所示的形状，远端呈球状，近端呈柱状，且远端104A的直径大于近端104C的直径。远端104A的最大直径(本发明中定义最大直径为完全膨胀状态下的直径)为22至30mm，且比主动脉瓣环(即瓣环)大大约5mm(范围3-7mm)。近端104C的最大直径为17mm到27mm，且略小于瓣环的直径。当球囊内的工作气压为0.5至1atm时，远端104A可以定位在LVOT中的主动脉环的上游附近，并且可以向外推动支架瓣膜与LVOT接触。进一步增大球囊的工作气压，使近端104C进一步膨胀，本实施例的球囊可以采用半弹性材料例如尼龙或Pebax等制备。

球囊可扩张(BE)支架19可以放置在远端的肩部104D上，本实施例中定义肩部104D为远端邻近腰部的区域，且在远端104A处于完全膨胀状态时，沿导管的轴向方向自腰部向远端开始，直径逐渐增大的区域。

在实际应用时，具体如图3A、3B、4A、4B、5A和5B所示，可扩张支架19可以放置在本发明的任何实施例的球囊的腰部104B上也可以放置在远端104A的肩部104D上。在球囊104扩张时，可扩张支架向外延伸，以将支架瓣膜向外与周围组织紧密接触，从而闭合支架瓣膜和瓣环或LVOT的组织之间的任何瓣周漏(PVL)。可扩张支架可以是目前在医疗器械工业中使用的任何结构。该结构通常膨胀呈锯齿状。材料可以是不锈钢，钴铬或其它可塑性变形的金属。可扩张支架沿球囊轴向的长度可以很短，范围为3mm至10mm，以使与瓣叶的接触或与LVOT内的组织的接触最小化。

如图3A和3B，本实施例的球囊为多层结构，包括内球囊和外球囊，内球囊和外球囊分别作为一个独立的腔室。外球囊可以为以上各个实施例中任意一个所描述。内球囊设有远端，与外球囊的远端所在位置相对应。内球囊包括内远端160和内导管162。

两个腔室的存在允许内球囊的内远端160首先膨胀，以允许将远端104A定位在主动脉瓣环的上游。进一步增大球囊内工作压力时，近端104C才膨胀，近端104C膨胀时会推动主动脉瓣的瓣叶，且同时会推动支架瓣膜与周围组织紧密接触以降低PVL。如果应用需要，两个腔室的存在还允许一个腔室在与另一个腔室不同的压力下膨胀。

如图3A所示，内球囊在完全膨胀状态下，内远端160呈球状，，通过内导管162向内部球囊充入流体时，能够将远端104A膨胀至最大直径(范围20-30mm)，而近端104C仍膨胀至最大直径(未示出为未充气)。远端104A可以由半弹性材料或非弹性材料形成。作为第二步骤，近端104C可以通过导管102内的导管102A充入流体使球囊104内的工作压力为0.5-4atm，进而使近端104C膨胀至最大直径。

图3B为另一种具有两个腔室的球囊。内球囊的内远端160在外球囊104的近端104C之前通过内导管162充入流体而发生膨胀。内远端160可以由半弹性材料或非弹性材料形成。内远端160经由作为充气管腔的内导管162充入流体使内球囊的工作压强为0.2-1atm，将内远端160刚好定位在主动脉瓣环的上游。接下来，通过外球囊104的导管102A充入流体以使外球囊104膨胀。外球囊包括远端104A、近端104C以及位于二者之间的腰部104B，近端和远端的最大直径大于腰部的最大直径。即在完全膨胀状态下，近端和远端的直径大于腰部的直径，其中，近端和远端的直径为20～30mm，腰部的直径为16～25mm。外球囊由半弹性材料或非弹性聚合物材料构成。位于球囊的腰部(参见图3A)或肩部104D(参见图3B)上的可扩张支架19膨胀并与TAVR装置的框架接触，将框架向外抵压保持与周围环境的接触，以减少PVL。

图4A-5B示出了在本实施例中描述的球囊导管的具体使用方法。

瓣环11位于三个天然的瓣叶14的下方，其中管状的血管壁位于主动脉窦12的基部和左心室流出道20之间。TAVR装置的支架结构18从左心室流出道20延伸穿过瓣环11并且穿过主动脉窦12的至少一部分。TAVR装置的流入端位于瓣环11上游距离左心室流出道20几毫米处(通常为1-7mm)。对于自膨胀TAVR装置，TAVR装置的支架结构18通常从瓣环11向下游延伸通过主动脉窦12并进入主动脉的一部分。对于球囊可扩张TAVR装置，TAVR装置的支架结构18通常从瓣环11向下游延伸穿过主动脉窦12的至少一部分并跨越瓣叶14。瓣叶14由TAVR装置的支架结构18推动向外维持扩张状态。

TAVR装置的支架结构18附接到三个替换的人工瓣叶16。三个替换的人工瓣叶16的基部形成小叶基部；裙部15附接到从小叶基部延伸到TAVR装置的支架结构18的流入端上。裙部15旨在紧紧地保持抵靠血管壁，以防止血液渗漏发生。

如图4A所示，本发明的球囊104放置在先前植入的TAVR装置内。在该实施例中，球囊104的腰部104B被定位成与瓣环11相邻并且大致在与瓣环11相同的平面中。球囊104的远端104A位于左心室流出道20中的瓣环11的上游；近端104C定位在主动脉窦12内。球囊104的膨胀导致近端104C通过TAVR装置支架结构18产生向外的力，并且进一步变形或进一步在下面的瓣叶14或与主动脉窦12的相关联的其它钙化组织上进行瓣膜成形术。

瓣叶14和周围组织的进一步变形允许自扩张或球囊可扩张TAVR装置的支架结构18更好地接近周围组织，以在裙部15和周围组织之间形成更好的密封，从而减少可能导致瓣周漏(PVL)的通路。对于球囊可扩张TAVR装置，支架结构18还可通过后扩张程序进一步变形，从而改善与周围组织的配合并减少PVL。远端104A的扩张进一步使TAVR装置的支架结构18中的裙部15对应的区域向外扩张，并产生向外的力，以进一步使在瓣环11上游并且邻近瓣环的左心室流出道20的相关组织发生变形，由此使TAVR的支架结构18与在TAVR装置的流入端附近的下层组织相互配合，并且能够有效减少PVL的产生。球囊104的腰部104B的直径比瓣环11的直径更小，并且因此通过TAVR支架向瓣环11施加向下的力(比具有与球管直径相等的直径的圆柱状气球更低的)防止天然的瓣环破裂。

如图4A所示，位于肩部104D上的可扩张支架19随着球囊104的膨胀而发生膨胀，以与裙部15对应区域TAVR装置的支架结构18接触，并且使TAVR装置的支架结构18与瓣环11或左心室流出道20的周围组织接触，从而闭合血液泄漏路径，避免出现PVL现象。作为另外一种实现方式如图4B所示，可扩张支架19可以位于远端104A上。在球囊104扩张时，可扩张支架19可以产生抵靠TAVR装置的支架结构18的向外的力，以使其向外移动，并且沿着周边与瓣环或左心室流出道20的周围组织的紧密接触，减少血液流动途径。

如图4A所示，扩张后的远端或近端的直径等于圆柱形瓣膜成形装置的直径，这样使瓣叶14，钙结节和瓣环11的上游或下游的其他周围组织变形，同时保护瓣环11避免由于与圆柱形球囊的扩张而破裂。

远端或近端具有比圆柱形球囊的直径更大的直径，并且腰部104B小于圆柱形球囊的直径，且小于瓣环的直径，这样能够提供双重有益效果；获得邻近组织的改善的变形，以实现降低圆周漏，同时还能够保护瓣环避免发生破裂。

对于TAVR装置的支架结构，例如NiTi支架结构施加在瓣环上的向外的力为约0.5atm(范围为0.3-1atm)。如4A所示，将球囊104放置在位于瓣环11内的TAVR装置的支架结构18内，此时，若采用本实施例的球囊，且相对于与采用直径与近端或远端相同的圆柱形球囊，本实施例球囊对瓣环产生的向外的力更小。

在另一实施方式中，腰部104B可以放置在瓣叶基座22附近，用于TAVR装置的替换瓣叶，如图4B所示。球囊104的扩张允许TAVR装置的瓣叶基部受到保护，防止可能导致对替换的人工瓣叶16因过度扩张引起的损伤。使球囊104内的工作压力为1-2atm(范围0.5-4atm)，将远端104A扩张以向TAVR装置的支架结构18的裙部15施加向外的力，并使裙部15逐渐靠近周围组织以提高密封性进而降低PVL。位于主动脉窦中的近端104C膨胀将使瓣叶的相关组织发生变形，使TAVR装置的支架结构与主动脉窦的窦壁相互配合密封，进而降低PVL。

图5A和5B所示为另一方案，在该方案中远端104A在近端104C之前膨胀。远端104A在近端104C之前的膨胀允许球囊通过远端定位在瓣环11的正上游。远端104A在支架结构18的裙部15对应的区域内，在膨胀过程中，远端104A向外膨胀抵靠在支架结构18的裙部15上，并将TAVR装置的支架结构18定位在左心室流出道20的内壁上。这样，在近端进一步膨胀的过程中，通过定位能够防止支架结构18由于血压和血流而向下游移动。本实施例的球囊的腰部104B的位置可以与图4A或图4B所示相同。

如图4A所示，位于远端的肩部104D上的可扩张支架19可以在球囊膨胀期间膨胀以与裙部对应区域中的TAVR装置的支架结构接触，使得TAVR框架与主动脉瓣环或LVOT的周围的组织的接触更加紧密，从而闭合可导致PVL的血液泄漏路径。或者，在图4B中，可扩张支架19也可以位于远端上。在球囊扩张时，可扩张支架19可以产生抵靠TAVR支架结构或框架的向外的力，以使其向外移动并且保持它与主动脉环或LVOT的周边组织紧密接触，并且减少血液泄漏路径。

图6A所示，球囊104的远端和近端上设有不透射线(RO)标记带113和回声标记带112。

本实施例的球囊104的材质可以为弹性材料，半弹性材料，或其组合。材料包括但不限于Pebax，尼龙，聚氨酯，PET，聚合物的共混物，以及在医疗装置中使用的球囊中发现的聚合物和纤维或结构材料的复合材料。

回声标记带112和RO标记带113可以是围绕球囊周边的连续固体标记带，也可以为不连续标记带。

作为另外一种实现方式，球囊104的腰部104B上设有标记带115，该标记带115可以为通过RO虚线串联的两个回声点的组合形成，也可以为位于腰部104B外周的RO或回声材料形成的固体带。且近端104C上还设有另一组标记带，远端104A外周上设有由回声点组成的标记带。应当理解的是，本实施例中球囊104可以具有彼此相邻或彼此不连续地形成的回声标记带、RO标记带或其组合，或者是固体(即连续)或不连续的标记带，其位于腰部或近端或远端上。

应当注意，如图6A所示还可以包含沿着导管102的轴向设置的内轴标记116。内轴标记116可以对应于腰部的中心，以及近端和远端。

在一个实施例中，位于球囊外侧的内轴标记116或回声标记带112和RO标记带113被定位成与TAVR装置的特定特征(在氟或回波下可视化)对准，从而使球囊充气之前容易地定位在TAVR装置内，例如通过将标记带或内轴标记与TAVR框架的端部对准；使球囊的腰部在TAVR装置内居中，通常对应于TAVR装置的裙部，并且还与天然的瓣环对准。

RO标记带或回声标记带可以由包含RO材料例如钨，金，银，铂，铱，钽和本领域已知的其它形成颗粒并分散的其它材料的复合材料形成的聚合物悬浮液(通常含有可通过蒸发除去的聚合物溶剂)转化成形成薄膜。或者，可以进行化学反应以使聚合物在聚合物内俘获颗粒或气泡，从而形成聚合物和颗粒的薄RO或回声层。

参见图8D，当球囊围绕其轴线旋转时，薄膜132可以经由注射器直接施加到球囊104，。或者，可以在平坦表面(参见图9B)或圆柱形表面(参见图8A)上形成薄带156(大约0.001-0.003英寸厚和大约1mm宽(范围0.5mm-4mm)并使其通常通过溶剂蒸发和聚合物分子键合进行固化。

薄带156可以放置在球囊的圆周周围并且结合到球囊；聚合物外涂层可以施加在球囊和薄带上以确保RO带充分地粘附到球囊。这种外涂层材料可以包括聚对二甲苯，四氟甲烷，二氧化硅或其它薄膜，其既粘附到球囊，也粘附到标记带。

回声标记带可以由包含回声材料的复合材料形成，所述材料例如多孔陶瓷颗粒，多孔珠，聚合物球，中空聚合物球，金属颗粒，金属扁平颗粒，气泡，反射材料和其他与周围组织具有大的声阻抗差异的材料；这些材料可以分散到聚合物悬浮液中并以类似于RO标记材料方式施加到球囊。

粒子的尺寸应当近似等于或大于用于显现身体组织的超声信号的波长。通常，声波的频率为大约10MHz，波长为0.15mm(范围为0.05至1.5mm)。聚合物材料可以形成为包含回声材料的颗粒或气泡的悬浮液。溶剂可以从聚合物和颗粒悬浮液中蒸发或提取，以允许颗粒或气泡被包埋在聚合物膜内。也可以应用化学反应以在聚合物膜内捕获颗粒或气泡。

或者，回声标记带可以由泡沫聚合物或聚合物形成，该泡沫聚合物或聚合物包含截留气体，例如当聚合物溶液或悬浮液或乳液暴露于较低压力或变化温度时释放的空气。具有截留气体的纤维或聚合物材料也将用作良好的回声材料，并且这种材料可以包埋在聚合物膜内。可以使用中空二氧化硅，聚合物球，多孔球，陶瓷球，碳球或与聚合物悬浮液中的组织具有大声阻抗差异的其它球的嵌入球形，以形成可施加到圆周上的回声膜或带的气球。

将回声膜或带直接施加到球囊或将其形成为带，然后在第二步骤中施加并结合到球囊的外圆周，这也是用于在球囊上形成回声带的方法。当标记带直接施加到球囊时，采用由聚合物，回声颗粒和溶剂组成的悬浮液。溶剂是能够溶解聚合物以形成具有高聚合物固体含量的悬浮颗粒的粘稠溶液的溶剂。这样的溶剂包括二甲基乙酰胺(DMAC)，四氢呋喃(THF)，甲苯，丁醇，异丙醇，二氯甲烷等。

溶剂的选择能够使带被施加的球囊的表面一些溶解的溶剂来，或者可以选择不能侵蚀球囊表面的溶剂，使得球囊不被削弱；在这种情况下，可以在施加带之前通过施加底漆，等离子体蚀刻，等离子体沉积或聚合物的施加到球囊的外部来选择制备球囊，以增强带与球囊的粘合。在带中发现的聚合物可以包括聚氨酯，Pebax，尼龙，聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)和通常用于医疗器械工业中的球囊的其它聚合物。将颗粒以范围为在带中发现的固体总重量的75-95％的浓度(即，不包括溶剂)混入聚合物溶液中。悬浮液可以直接施加到球囊的表面上以形成回波或不透射线的带。可以使用多种泵来实现悬浮液的应用，所述泵包括容积泵，例如注射器，旋转泵，螺杆型泵或其它泵，其通过输送管将悬浮液驱动到球囊104，如图8D所示。

当标记带首先形成带并随后作为第二步骤施加到球囊时，标记带可以由悬浮液形成，该悬浮液由聚合物，溶剂和一定量的颗粒组成，如前所述用于直接涂覆。悬浮液可以形成为平片或管状形式，并允许溶剂蒸发。然后将剩余的聚合物和颗粒膜切成条，将其作为第二步应用于球囊。带材料的条带的粘合可以使用溶剂，溶剂和聚合物溶液，粘合剂，热粘合或粘合技术的组合粘合到球囊。可以执行等离子体蚀刻或等离子体沉积到球囊上以帮助结合。

回声膜可以由具有类似于通常用于通过TEE或TTE对心脏成像的频率的自然谐振频率的材料形成，即3-10MHz(范围从2-20MHz)。这种材料包括但不限于在回波产生探针中发现的那些；这些材料中的一些包括石英，锆，陶瓷和包括压电材料的其它材料，包括聚氟乙烯氟化物。这种谐振材料可以形成为从约10nm到约100μm的小颗粒。直径为5微米至0.002英寸(范围为1微米至0.004英寸)。可以选择共振材料以吸收或反射具有用于通过2D或3D回波对主动脉环带进行成像的频率的声波。

回波膜或带还可以由导电材料形成，例如铜，铂，含铁金属，钨，镍，钽等，如图8E所示。

这种导电材料可以形成为围绕球囊的外周边结合的线142。线142可以形成为之字形，螺旋形或其他形状，其将允许延伸到更大的长度以适应球囊的直径变化。可以使用各种聚合物溶液或粘合剂将线材接合到球囊并且对线材提供对电流泄漏的绝缘。控制为约5-300毫安(范围为1毫安-1安培)的小电流，提供给导线144，其延伸穿过导管102的轴并与每个标记带形成电连接。其与用于使组织可视化的超声波信号的频率(即，2-20MHz)的数值倍数相匹配的频率提供电流。带的导电材料还可以由嵌入在形成围绕球囊的周边的带的聚合物基质(包括导电聚合物，包括离聚物)内的导电颗粒形成。在施加超声频率电流时，线142即导电带将发送将通过超声换能器可视化的信号。导电带然后将被可视化为环，该环将提供关于球囊的轴线的直径和取向的信息，该轴线平行于带的轴线。

图6B和6C示出了球囊104由诸如Pebax，尼龙，聚氨酯，PET，硅树脂或用于形成医用球囊的其它材料或复合材料(半弹性性材料)形成。局部区域被包裹在螺旋或编织纤维包裹物114中，以确保充气期间不会明显增大。纤维包裹物的角度相对于轴线在70-85度(范围50-89度)之间。

如图6C所示，腰部也可以在纤维中包裹，但是相对于轴线在20至45度(范围零度至60度)范围内的轴线具有显着较低的角度。腰部中的较低包裹角度至少10度)允许腰部直径增长，但是当充气至约1-2atm(范围0.5-3.5atm)的压力时，将限制长度增长。当压力从1.0atm增加到约2.5atm时，腰部直径增长允许腰部与环面接触。RO或回声标记带可以类似于图6A的方式放置在腰部和肩部等位置。。

在使用期间，球囊位于主动脉窦和LVOT中，球囊腰邻近瓣环。在球囊104膨胀时，与LVOT的组织和位于主动脉窦中的狭窄主动脉瓣叶接触。位于球囊腰部的标记带决定了瓣环沿着LVOT和主动脉窦的轴线的位置。可以调整荧光透视相机，使得它与位于LVOT中的远端上的腰部标记带和标记带形成的圆的平面直接平行地对准；标记带将在荧光相机上显示为一条线。

操作者将在其中知道主动脉瓣环沿着主动脉根部或主动脉窦的轴线的位置，并且还将知道主动脉窦，瓣环和LVOT(其与球囊轴线对准)的轴线的正确对准，使得可以利用TAVR装置轴线与LVOT的轴线的适当定位和适当对准来进行TAVR装置的放置。

如图6A-6C所示，球囊可以被充气到使腰部与瓣环接触的压力；这通常在0.6-1atm(范围0.5-3.5atm)之间。瓣环的图像可以通过荧光透视或通过2D回波或通过3D回波来观察，以观察和测量位于腰部周围的标记带的直径。

在3D回波上，横向视图将示出已知与瓣环接触的回声标记环(基于球囊腰部的已知顺应性曲线)；可以使用面积法来跟踪该回声标记环，以确定在拉伸状态下的回声标记环环面的面积，并且确定具有相同面积的圆的有效直径。从该直径测量，可以选择适当尺寸的TAVR装置，使得TAVR装置尺寸不会导致周围漏出或导致TAVR迁移。

3D回波将提供超过荧光透视的改进的能力，通过检查瓣环的横向视图来确定瓣环的椭圆度。回声标记将有助于确保正被评估的视图确实沿着标记带的平面，并且因此垂直于主动脉窦，主动脉瓣环和LVOT的轴。回波标记的使用还可以避免大剂量造影剂的使用，并且允许以降低的对比度或没有造影剂递送的量来观察球囊。

从荧光透视或从回声图像，可以在一个纵向视图中识别瓣环的直径，条件是瓣环已经暴露于足够的力以向瓣环提供圆形横截面形状。或者，可以采取第二正交荧光透视图以提供环的第二测量，从该环中可以确定平均环直径。

RO或回声标记带还为正在使用球囊用于TAVR装置的后扩张的操作者提供益处。观察与钙结节接触的RO或回声环的能力可以帮助操作者评估钙结节突出的程度和位置，以及是否可以保证进一步扩张以减少瓣周漏。

位于紧密LVOT中的钙结节可能表明由于天然组织的可能破裂，TAVR装置的进一步后扩张是不可取的。位于例如大直径主动脉窦中的小结节可以表明进一步的后扩张将被保证减少瓣膜周围渗漏。另外，图6A-6C也可以用于测量心脏瓣膜的环的直径。球囊可以由大量伸长率的弹性体材料例如聚氨酯形成。

在大约0.5atm(范围0.3-1atm)的压力下，球囊可以具有比腰部大3-6mm(范围2-10mm大)的直径。球囊的形状允许球囊腰部自动地定位为跨过和邻近瓣环。在高于约0.5atm(范围0.5-1.5atm)的压力下，腰部可以在直径上生长并与环形空间接触。

围绕腰部周边的标记带的存在允许通过在荧光或回声下观察标记带来测量环的直径。一个或多个膨胀部位周围的标记带允许医生确定瓣环的椭圆度。

图7A和7B示出了具有位于其圆周周围的RO标记带113，回声标记带112或两者的圆柱形气球。标记带可以位于沿着球囊104的长度的几个位置。标记带可以是实心标记带或不连续标记带。当球囊膨胀时，如图7B所示，RO标记带113，回声标记带112伸展并与心脏的环和狭窄小叶接触。可以在氟上或经由2D或3D回波观察球囊的直径和在主动脉窦和LVOT内的对准。由半弹性或弹性顺材料(例如聚氨酯或更软的较低硬度的尼龙或Pebax)形成的圆柱形球囊的膨胀将允许在环形物的位置处在球囊中观察到凹痕。凹痕的位置可以用于识别环的位置。标记带可以确定轴向对准并且通过荧光透视或通过回波来改善直径测量。

不连续带的各个相邻点或虚线之间的距离将与球囊的直径增大成比例地彼此进一步分离，并且因此可以用于确定邻近标记带的环或组织的直径，或者接触它。

图8A示出了用于形成圆形标记带的一种方法，其可以作为第二步骤通过溶剂结合或粘合剂施加到球囊104的外周。

在该方法中，圆柱形的心轴124首先被具有小于0.001英寸的厚度的较薄的聚合物材料的护套122包围。护套可以通过薄膜吹塑工艺形成，然后进行施胶(例如，包括热拉伸)步骤，以使其紧密地贴合在心轴124上。护套的材料可以与溶剂相同或相容，聚合物悬浮液包含待沉积到其圆周表面上的RO或回声材料。或者，护套应当与球囊的溶剂结合特性相容，它将最终定位并结合到球囊表面上。或者，圆柱形心轴可以由诸如特氟隆的材料形成，其不容易粘附到带材料；在这种情况下不需要片材。圆柱形心轴旋转，同时将RO或回声材料的悬浮液施加到护套122的外侧。

刮刀126位于圆柱体的一个边缘附近，以迫使悬浮液在护套122上方形成薄膜。在溶剂从悬浮液蒸发(或发生了化学反应)，薄的沉积物保留在护套122或圆柱形心轴上，沉积物是嵌入聚合物材料内的RO或回声材料的混合物。聚合物材料可以是类似于球囊的材料的聚合材料，以增强溶剂结合到球囊的能力。

然后可以将护套或薄的沉积和固化的材料从心轴124滑出并切割成RO带或回声带的条带。条带可以具有大约1mm(范围0.5-3mm)的宽度。条带可以在合适的位置放置在球囊上，并且通过溶剂结合或通过粘合剂结合到球囊的外表面。

参见图8B和8C。在该方法中，将其外表面(或者可替代地不施加护套)带有护套122的圆柱形的心轴124浸入容器128中，容器128具有在聚合物溶液中的RO或回声材料的悬浮液。从容器中取出后，向下拉动圆形刮刀129以在护套周围产生标记带的薄膜。然后，标记带材料通过溶剂蒸发和分子结合固化，切割后施加到球囊外部。

参见图9A-9C，也可以通过将特定量的聚合物，溶剂和颗粒的悬浮液152放置在平板上来形成RO或回声材料悬浮液的薄平膜，位于平板上方，且具有设定距离或间隙149的平刮刀154被拉过悬浮液152以形成悬浮液的均匀层。在允许溶剂蒸发之后，剩余的聚合物和颗粒膜156可以被切割成回声标记带112，回声标记带112围绕球囊104的周边结合，如前所述。回声标记带的端部可以形成接合部或密封件112a，其可以以连续的方式结合。

考虑用于形成标记带的备选方法。回声标记带方法包括通过盐浸取或气体渗透产生发泡聚合物，从而留下空隙。或者，可以加入具有非水溶剂的聚合物溶液，加入水溶性或不混溶的液体或聚合物材料以形成悬浮液或乳液；将悬浮液置于水浴中将允许水性部分从悬浮液中扩散，留下将是回声的多孔聚合物膜。

也可采用其他回声涂层，包括将小金属，聚合物球，扁平金属或扁平聚合物薄片放入聚合物和溶剂的溶液中以形成悬浮液，其可以形成薄膜并用作RO标记带或回声标记带。另外，将形成为之字形或螺旋形状的金属线设置在球囊周围将提供回声特性，同时不限制球囊的扩张。

如图10所示，主动脉瓣环5的横截面通常为圆形或椭圆形。主动脉瓣环5的横截面的长轴26沿着主动脉瓣环5的二尖瓣部分延伸，短轴27垂直于长轴26。在手术过程中，支架瓣膜穿过椭圆环植入形成瓣周漏区域28，瓣周漏倾向于在长轴26的端部发生。瓣周漏区域28会由于钙结节的存在而进一步恶化。

图11中示出了通过纵向截面的主动脉瓣环5和主动脉窦区域25的视图。主动脉瓣环5是在患病的瓣叶65被推到主动脉窦区域25中之后的最窄区域。本发明的球囊32的腰部30为球囊的最窄区域，并且对应于主动脉瓣环5。在球囊压强增大时，腰部30向外膨胀伸展，以使腰部沿其整个周边与主动脉瓣环5的椭圆形环状空间接触。球囊32的远端35位于左心室流出道(LVOT)40。球囊32的近端45位于主动脉窦区域25中。近端45用于将患病的瓣叶65向外扩张推动到AS区域(主动脉瓣狭窄区域)中。

当球囊32膨胀时，远端35能够向外膨胀而没有来自相邻组织的限制，因此其横截面将呈现圆形，远端可以由半顺应(SC)或不顺应(NC)聚合材料。即对应前面提及的半弹性或非弹性材料。

远端35为SC材料时，要求该SC材料的柔顺性不能大于腰部30的材料的柔顺性。进一步，在球囊32膨胀至最大尺寸时，远端35的直径50大于腰部30的直径和主动脉瓣环5的直径，进而使球囊32锚定在预期的位置。远端35的周长应该大于主动脉瓣环5的周长，作为优选，远端35的直径50应该比主动脉瓣环5的有效直径(具有与主动脉瓣环5相同的周长的圆的直径)大1～7mm。例如，远端35由SC材料制备，该SC材料可以是尼龙或其它聚合物。远端35在当球囊内的压强为3～4atm时，近端基本上达到其最大直径。对于远端35，可以内嵌PET，尼龙或纤维等来减少在远端35中发生的顺应性变化量，使在内部压强为1-4atm时，远端35扩张或拉伸的直径应该小于1～3％，将远端的最大直径的精度控制在1mm。对于从1-4个大气压的压力增量，SC远端球囊区域可以膨胀约3-6％。

近端45可以采用SC或NC材料形成。当充气时，近端45的直径比腰部30或主动脉瓣环更大。近端45用于向外扩张推动瓣叶65，以及防止球囊32在压力下移回到左心室中。在压强增大过程中，近端45不断向瓣叶方向膨胀扩张。在0～2atm的低压条件下，近端45与瓣叶65的接触，并且在达到2atm的压力时通常将瓣叶推回到主动脉瓣窦区域25中。在球囊内压强达到4atm时，近端45膨胀至最大直径，且此时近端45推动瓣叶65与主动脉瓣窦区域25的内部接触。

腰部30由比远端球管35或近端45更柔顺的SC材料形成。当压力从约2至4atm增加时，腰部30应当能够膨胀直至达到相应的最大直径，腰部30的最大直径为4-5mm。

腰部30可以由聚氨酯，尼龙或其它SC材料形成。腰部30的材料可以是弹性体材料，例如硅树脂或其它交联聚合物。腰部30在压力从0增加至4atm的过程中，腰部30能够从较小直径向外扩张到较大直径，且在该扩张过程中腰部的直径总是小于远端和近端的直径。

在大约0-2atm的低压状态下，腰部30通过延伸变形而膨胀，但是没有与主动脉瓣环5接触。即在压强小于2atm时，腰部30的周长或有效直径(具有与椭圆形)应小于主动脉瓣环的周长或直径。

腰部30必须膨胀到能够接触到主动脉瓣环，应该比其在压强小于2atm时的直径大4～5mm。

当腰部30在增加的膨胀压力或膨胀体积下扩张时，腰部30的周边与主动脉瓣环5的周边接触。在该接触点处，在球囊的dP/dV曲线(即压强与体积的变化关系曲线)中观察到拐点。该拐点通常在约2-3.5atm的压力下发生；在瓣叶65被推开之后发生变形。在球囊内压强大约2atm时，腰部30将具有大体上脊状的圆形横截面，并且将试图迫使椭圆形的主动脉瓣环5变为圆形。在腰部与主动脉环刚接触时，由腰部30施加到主动脉环5上的向外的力为零。

进一步继续增大球囊的压强以通过扩大腰部30迫使其在较高压力下成圆形而进一步诱导主动脉环5的横截面形成圆形。如果球囊32的腰部30保持椭圆形，则本发明的一个实施例的一个目的是识别瓣环的椭圆率指数EI；EI是椭圆的长轴与短轴的比率。在另一个实施例中，本发明将提供关于将椭圆形的主动脉瓣环5形成为圆形形状所需的压力的信息。在另一个实施例中，主动脉瓣环5的尺寸将被绝对地测量并报告给操作者，以作为选择要植入装置的适当尺寸的参考。

在一个实施例中，如图11所示，球囊导管99内部注射有在荧光透视下可视的造影剂。荧光透视的相机(FC)可以被定向成与导管99的轴线70垂直(即θ＝90度)的方向上射出X射线。该垂直取向可以通过监测标记带75的长度获取。此外，还将测量在荧光透视平面中观察到的标记带75的直径。从几何学的角度考虑，标记带75相对于相机取向和标记带75的图像旋转角度(以及其改变的位移)能够用于确定3D空间中导管的轴线70的取向和待测量对象的位置(例如设有RO标记的标记带长度或主动脉瓣环)。

一旦已知轴线方向，以及待测量对象的位置确定，则相机可以按照垂直于该导管的轴线或以另一角度放置。例如，围绕导管轴线旋转相机180度，同时在几个(可能是2～8个)不同位置相机取向的荧光透视下观察腰部的直径，进而得到主动脉瓣环的椭圆率指数EI。此外，还可以放置相机以使其能够沿着导管99的轴线70或相对于导管99的轴线70的任何倾斜角度观察。

如图12所示，球囊32包括远端35和近端45和腰部30。在该实施例中，球囊32的腰部30外周设有由不透射线标记95的腰环90，因为组成腰90的不透射线标记不是连续的，而是由各个不透射线标记之间的空间分离，腰环90能够拉伸或改变其周长。如果需要，可以控制各个不透射线标记之间的空间距离(间隔)，该间隔可以用作确定腰部或主动脉瓣环的绝对尺寸的基础。不透射线标记为由钨或本领域中用于标记物的其它卷材形成，并且可以经由诸如油墨的液体分散体或作为冲压工艺施加到球囊的外部。不透射线标记95可以通过二次涂覆步骤覆盖，以确保沉积物不会栓塞。或者，沉积物可以通过任何其它合适的方法施加，包括等离子体沉积，或在两层聚合物之间捕获沉积材料，例如两层球囊材料。球囊的近端最接近导管99的歧管97的位置。

在一个实施例中，除了在腰部设置尺寸可变的腰环90之外，还围绕远端35设有边环100，远端的边环100可以如图12所示的，边环直径和周长可变，也可以周长和直径保持不变。远端35不受周围组织的限制，并且可在压力下自由膨胀。当球囊32内压强在1～4atm时，位于远端的边环100的横截面变成圆形。通过在荧光透视下的观察远端的边环100的短轴(即较小的观察轴)可以准确地识别包含相机方向和导管99的轴线70所形成的平面。通过观察并测量腰环90的长轴能够直接计算得到荧光透视相机方向(即荧光透视相机的拍摄方向)和导管的轴线70之间的角度θ105，其中θ＝arccos(短轴/长轴)。一旦相机和导管的轴线70之间的角度θ已知，则可以进一步计算得到主动脉瓣环的椭圆率指数EI。腰环90的椭圆横截面沿远端长轴的方向上的长度是绝对的，并且可以使用远端的长轴作为基础直接测量。使用远端的短轴作为基础直接测量椭圆在远端的短轴方向上的长度(椭圆的短轴可以直接测量并且由校正因子1/cosθ进行校正的，然后使用远端的长轴作为基础计算)。呈椭圆形的边环的每个参数均可以类似地通过将其矢量分解成与远端35的长轴平行和与远端35的短轴平行的矢量来计算。因此，可以通过使用远端的边环100在球囊的横截面处建立坐标系为基础计算椭圆的长轴和短轴，并进一步确定长轴和主轴的相对值。进一步，可以计算得到主动脉瓣环的EI＝长轴/短轴。

在另一个实施例中，如图13所示，远端35和近端45沿周向设有由不透射线标记95组成的边环110，或直径或周长固定的固定带75。在该实施例中，远端35由NC材料形成。本实施例的球囊导管为多层结构，如图13所示，包括内球囊120和外包层125，且在球囊的远端35和近端45的对应区域，内球囊120和外包层125之间还设有中间层115。直径固定的边环110可以放置在内球囊120和外包层125之间。本实施例中外包层125可以为厚度小于0.001英寸(0.00254厘米cm)的柔性聚氨酯涂层。

在另一个实施例中，导管99的远端35具有延伸穿过球囊32的导丝管道85。除了位于腰部30中的直径可变的腰环90之外，还沿着导丝管道85放置标记带80以形成固定的RO线性跨度。标记带80的固定位置以及宽度可根据需要预先设定。两个标记带80之间的距离是观察到的线性跨距与线性跨距的实际长度的比率的函数。

腰环的图像可以从相对于轴线70的已知相机角度获取。腰环的椭圆率可以使用标记带80沿着导丝管道固定线性跨距计算得到，其中sinθ＝(观察到的线性跨度的长度/实际线性跨度的长度)(放大系数)。本实施例中定义垂直于X射线投影和轴线70所在平面的方向为坐标系的y轴；y轴垂直于x和z轴。主动脉瓣环沿x轴的尺寸可以直接测量，并且通过放大因子校正线性跨度的长度，直接测量y轴，并且通过因子(1/cos(theta))(放大系数)进行调整，调整时使用固定的线性跨度的长度作为基础。

在另一个实施例中，如图12和图13所示，近端45可以设有直径不可变或可变的边环(图12中边环直径可变记为边环100，在图13中边环直径不可变记为边环110)。在近端45和远端35两者上均设有RO标记环，进而可以考虑远端球管35或近端球管45与腰部30之间的距离相关的放大系数。腰部30位于近端45和远端35之间，近端45和远端35的放大系数相对于腰部30的放大系数，一个的放大系数比腰部30大，一个比腰部30小，由此可以用平均固定长度计算主动脉瓣环的绝对尺寸。

在另一个实施例中，如图14所示，球囊不具有球形的近端和远端，而是整体呈圆柱状。在该实施例中，球囊32的近端45是半顺应性，且近端上设有直径可变的腰环90。使用时，该腰环90需要放置在靠近主动脉瓣环的位置。进一步，还可以沿着球囊32的近端45放置多个(至少两个)直径可变的腰环90，以增大使用时主动脉瓣环的附近有腰环90的可能性。远端35可以是SC或NC并且具有远侧环130。该远侧环130位于LVOT中，其中存在足够的空间以允许球囊32的远端35横截面呈圆形。远侧环130可以是可变或固定的RO环。如前所述，如果远侧环130的直径和周长是可变的，则在确定EI时仅可以获得环的相对尺寸。如果远侧环130是固定环，则可以获得主动脉瓣环的绝对尺寸。远端35对应区域的构造可以通过如前面实施例所述的外部包裹物或外部涂层的放置来实现。

为了更好地理解本发明，图15A-15E示出不同观察角度下观察到的图像，其中观察角度为相机射线相对于轴线70的夹角角度θ105。图15A所示的球囊远端设有半径固定为R的远侧环130，腰部30具有直径和形状不固定的腰环90。固定线性跨度的标记带80位于导丝管上，并且标记带80的长度为Zo。相机(包括X射线相机、源相机或荧光透视相机FC)相对于轴线70以角度θ定位。

图15B中示出的坐标系135中，x和y轴在位于远侧环130所在的球囊横截面中，x和y轴的交点C即为坐标系135的坐标原点。x轴和y轴所在的二维坐标系如图15C所示。远侧环130在荧光透视观察到的形状为图15D所示的椭圆140。主动脉瓣环在荧光透视观察到的形状为图15E所示的形状可变的椭圆145。基于以上分析，可以看出，通过观察远侧环130的形状能够准确的得到主动脉瓣环的实际形状。

如图15A，15B和15D所示，在荧光透视下观察到的椭圆的短轴的有效长度r＝Rcos(θ)。因此，通过测量r/R的比率，即能够确定θ。长轴长度R的大小不受角度θ的影响，因此可以用作确定RO标记的固定环的绝对长度的基础。当使用固定环时，放大率不是关注的，只要腰部环90与远侧环130的距离在几个厘米内。

对于在腰部30中发现的腰环90，在荧光透视下观察到的图像将类似地在y轴上减小因数cos(θ)。如图15E所示为腰部上的腰环90的荧光椭图像，呈椭圆，且该椭圆的x轴与图15D中的远端的可变环150的荧光图像形成的椭圆的长轴在同一个平面中且相互平行。

图15E所示的观察图像中任何组成部分沿X轴的尺寸都是准确的，并且可以使用沿x轴的尺寸已知的组成部分作为基础进行识别，尺寸已知的组成部分沿x轴的具体尺寸通过远端的固定环确定。在x方向上观察到的椭圆的分量MJx与腰部的腰环在x方向的分量MJx相同。类似地，图15E的腰环155的椭圆透视图像中的y轴中的任何点的分量将乘以因子(1/cos(θ))以确定其精确尺寸。在y方向上观察到的椭圆的分量MJy应该乘以因子1/cos(θ)以计算腰部椭圆在x方向上的实际尺寸的x分量MJy。由腰环155形成的实际椭圆的长轴的大小是MJx和MJy的向量和。

图16旨在描述放大系数和该附加效应对尺寸和形状分析的精度的结果。X射线相机，X射线源或荧光相机FC位于点S处。X射线照射到长度为Zo且到点S的距离为S0。传感器(CP)或图像增强器位于离源(点S)的距离S1处，以接收具有放大尺寸为Z1的图像信号。然后，通过荧光透视和其他手段(例如超声)观察的图像将被放大，使得Z1＝(S1×Zo)/So)。

球囊腰部和每个近端、远端位于彼此之间的距离在2-4cm内，使得任何与使用近端或远端的绝对尺寸确定尺寸相关联的放大误差都小于1mm。如果要使用沿着导丝管的RO标记的线性跨距75，则必须确定X射线源相对于轴线70的角度以及与其位置相关联的放大系数来源。为此，如前所述，将需要在例如两个不同的相机位置或源的两个不同距离S到物体的附加透视扫描，以建立目标物体的位置或建立放大率，并且将导管99的轴线70和目标物体放置在3D空间中的已知位置。

图17A-17D为沿着球囊导管的轴线70定位的长度固定为Zo的RO标记的线性跨距的示意图。在图17A中，X射线源以相对于导管轴线70成角度θ1的方向引导X射线。X射线可以从沿着例如半球HS，朝向待测量对象，待测量对象具有RO标记或标记带的固定线性跨度。相机可以沿着相机轴(即c轴200)在圆周方向上以角度Φ旋转，并且相机以臂长度AL围绕c轴200旋转。旋转后相机的角度Φ相对于其起始位置将称为Φ1。如前所述，如果放大系数为1，通过荧光透视观察的线性跨距的长度为Zosinθ1，如图17B所示，θ1是已知的，导管的y轴方向与线性跨度的观察图像的方向对齐。

为了充分考虑真实放大率(如图17所示)，将相机绕其c轴旋转到如图17C所示的新的相机角度Φ2来拍摄第二荧光透视图像。X射线在相对于x，y和z轴倾斜的某个位置进入半球HS。在放大率为1时，通过观察荧光透视图像得到固定线性跨距的长度为Zo sin(θ2)，如图17D所示。并且将从y轴偏移旋转角β165；y轴由如图17B所示的第一透视图像的方向设置。

通过X射线相机移动到两个不同位置来测量RO标记的线性跨距的有效长度允许对具有两个未知数的两个方程求解。两个方程分别用来描述线性跨距的长度与X射线与导管的z轴上的夹角之间的关系，以及线性跨距的长度与射线源和传感器之间的距离的关系。

被测量的信息和已知变量包括每个透视图像中的线性跨距的有效长度，用于观察得到第一透视图像和第二透视图像的相机的旋转角度和绝对位置，第一透视图像和第二透视图像中线性跨度的旋转角度β，以及透视图像从位于患者体内的固定位置的其初始位置或组织实体170的位移。组织实体170可以是钙化的主动脉瓣叶或体内其他可观察到的身体组织。

测量3D空间中导管轴的角度和目标物体的位置(或其放大率)，能够使荧光透视相机FC被放置到使得荧光透视视图的视角方向如图18A所示垂直于z轴(即导管的轴线172)，或者如图18B与z轴方向一致。以视角方向为图18A所示时得到的视图为垂直视图，垂直视图能够从球囊的腰部30上的腰环175的纵向视图测量主动脉瓣环，能够校正放大系数以得到绝对尺寸，并且可以围绕导管的z轴在几个不同视图中执行。在各个视图中，还可以看到近端的标记环180和远侧环130。图18B中的视图仅能够观察到位于腰部的标记环(即腰环)，且腰部的标记环为椭圆形，从该方向的视图可以直接读取椭圆率指数EI。瓣环的绝对尺寸可以根据经由两个在先的透视图像确定的放大系数来确定，且透视图像中可以观察到在3D空间中设置的标记环。利用已知z轴的位置，3D空间中的标记的位置以及X射线相机在3D空间中的位置，利用相机可以获取任何其他倾斜视图，且各个倾斜视图对应的z轴、标记环以及X射线在3D空间中的位置均已知(或可求解得到)。

应当理解，患者或器官可以从一个透视图像移动到下一个图像。这种运动可以影响与环形空间的尺寸或环空的形状相关的相对或绝对测量的精度，包括EI的确定。因此，应当理解，可以识别位于患者体内的物理实体的识别，使得在荧光检查过程期间监测和测量相对于该物理实体的导管位置。在至少两个荧光透视图像期间，例如，将定位固定RO标记的位置，并且将以类似于针对所述物理实体描述的方式测量RO标记距离物理实体的距离和位置角度。测量RO标记的固定线性跨度。可以对患者相对于荧光透视相机FC的移动进行校正，只要导管保持其相对于物理实体的位置即可。对于手术过程的情况，这种物理实体可以是例如钙化的瓣叶或其它钙沉积物。

尽管已经根据特定实施例和应用描述了本发明，但是本领域技术人员根据该教导，可以产生另外的实施例和修改而不脱离本发明的精神或超出所要求保护的范围。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)

1.一种带有标记的球囊导管，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、近端以及位于远端和近端之间的腰部，所述腰部的最大直径小于远端和近端的最大直径；绕所述球囊分布有标记环。

2.如权利要求1所述的带有标记的球囊导管，其特征在于，所述导管上沿轴向设有标记带。

3.如权利要求2所述的带有标记的球囊导管，其特征在于，所述远端通过直径渐变的远端肩部与腰部衔接，所述近端通过直径渐变的近端肩部与腰部衔接；所述标记环有一或多条，分布在以下位置的一处或多处：

球囊的远端、球囊的近端、球囊的腰部、远端肩部、近端肩部。

4.如权利要求3所述的带有标记的球囊导管，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。

5.如权利要求4所述的带有标记的球囊导管，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。

6.如权利要求5所述的带有标记的球囊导管，其特征在于，所述远端、近端以及腰部膨胀至自身最大直径的膨胀压力各不相同，或远端与近端的膨胀压力相同，而腰部的膨胀压力大于远端与近端的膨胀压力。

7.如权利要求6所述的带有标记的球囊导管，其特征在于，所述标记环以及标记带，为可利用荧光透视显现的不透射线标记，或者可以通过2D或3D回波显现的回声标记。

8.一种如权利要求1所述球囊导管的加工方法，其特征在于，将含有标记物颗粒的悬浮液涂覆在一芯棒上，干燥后将形成在芯棒外表面的标记物层切割为环形带，再将该环形带结合至球囊导管的指定位置上，形成所述标记环。

9.一种如权利要求1所述球囊导管的加工方法，其特征在于，将含有标记物颗粒的悬浮液涂覆在一基板上，干燥后将形成在基板上的标记物层切割为条形带，再将该条形带绕置结合在球囊导管的指定位置上，形成所述标记环。

10.一种如权利要求1所述球囊导管的定位方法，其特征在于，包括针对置入病灶部位的球囊导管，对其中的标记环进行成像，根据图像中标记环的尺寸换算成球囊导管或主动脉瓣环的尺寸。