CN214318122U - 消融封堵装置与消融封堵系统 - Google Patents

Abstract

本实用新型提供一种消融封堵装置以及包括所述消融封堵装置的消融封堵系统，所述消融封堵装置包括用于封堵左心耳的封堵件，以及用于将所述封堵件输送至左心耳的输送器，其特征在于，所述消融封堵装置还包括设置于所述封堵件上的消融件，所述消融件上设置有第一导电组件，所述输送器对应设置有电连接于外部消融信号源的第二导电组件，所述第一导电组件可解脱地电连接于所述第二导电组件，所述消融件用于传递所述外部消融信号源输出的消融能量以对左心耳进行消融。本实用新型提供的消融封堵装置，不仅可以通过封堵件封堵左心耳，还可以通过封堵件上的消融件传递消融能量以对左心耳内壁进行消融。

Description

消融封堵装置与消融封堵系统

技术领域

本实用新型涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种改进的适用于左心耳的消融封堵装置与消融封堵系统。

背景技术

心房颤动(简称房颤)是最常见的持续性心律失常，随着年龄的增长，房颤发生率不断增加，75岁以上人群可达10％。房颤患病率还与冠心病、高血压病和心力衰竭等疾病有密切关系。左心耳因其特殊形态及结构不仅为房颤血栓形成最主要的部位，也是其发生和维持的关键区域之一，部分房颤患者可经主动左心耳电隔离)获益。

“射频消融+左心耳封堵”一站式治疗是当今房颤的治疗热点之一。目前，采用联合导管射频消融和左心耳封堵的一站式治疗方法，已经取得了很多成功治疗房颤的案例。一站式治疗方法中，通过左心耳封堵术，患者在不需终身服用抗凝药物的情况下仍能获得良好的卒中预防效果；再结合导管射频消融恢复并维持窦律进而改善房颤患者症状，可使患者获得稳定的远期治疗效果。但是目前采用的消融方式主要是：通过肺静脉电隔离(PVI)加消融肺静脉以外的“房颤灶”，不增加左心耳电隔离(除非来自左心耳的触发灶能导致持续房颤、房扑或房速)。采用这种消融方法，患者1年后的房颤复发率较高。

有研究表明，对于长程持续性房颤患者，进行左心耳电隔离可以减少术后房颤复发，且不增加手术并发症。

然而，目前用于治疗房颤的消融导管都是针对肺静脉消融所设计，由于不同患者的左心耳开口大小、深浅，以及左心耳位置存在较大差异性，现有的肺静脉消融导管明显不适用于左心耳消融。并且，若要在上述一站式治疗的过程中对左心耳进行消融术和封堵术，需要以介入方式引入消融导管与左心耳封堵器，关键是要将两个设备先后定位在左心耳口部位置，再分别实行消融与封堵，由于消融导管以及左心耳封堵在左心耳口部定位难度均较大，导致手术程序复杂，耗时长，不利于提高“消融+左心耳封堵”一站式治疗手术的便捷性。

实用新型内容

为解决上述技术问题，本实用新型提供一种消融封堵装置以及包括所述消融封堵装置的消融封堵系统，所述消融封堵装置包括用于封堵左心耳的封堵件，以及用于将所述封堵件输送至左心耳的输送器，所述消融封堵装置还包括设置于所述封堵件上的消融件，所述消融件上设置有第一导电组件，所述输送器对应设置有电连接于外部消融信号源的第二导电组件，所述第一导电组件可解脱地电连接于所述第二导电组件，所述消融件用于所述传递外部消融信号源输出的消融能量以对左心耳进行消融。

本实用新型还提供一种消融封堵系统，包括标测件以及如上所述的消融封堵装置，所述标测件的部分区段用于穿插于中空的封堵件中，所述标测件的远端从所述封堵件的远端露出，以采集左心耳组织中的电生理信号。

本实用新型提供的消融封堵装置，其包括封堵件及设置于所述封堵件上的消融件。所述封堵件用于封堵左心耳，所述消融件通过第一导电组件可解脱地电连接于所述输送器的第二导电组件，且所述第二导电组件电连接于外部消融信号源，使得所述消融件能传递消融能量以对左心耳进行消融，从而达到电隔离的效果。

附图说明

为了更清楚地说明本实用新型实施例的技术方案，下面将对实施方式中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本实用新型一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本实用新型第一实施例提供的消融封堵装置的结构示意图。

图2是图1中的消融封堵装置中封堵件与消融件的立体结构示意图。

图3是图2中的锚定部与消融件的俯视图。

图4是第一实施方式中的多腔管、导电管、第一导线以及第二导线沿IV-IV线的局部剖视图。

图5是本实用新型第二实施例提供的锚定部与消融件的俯视图。

图6是本实用新型第三实施例提供的封堵件与消融件的结构示意图。

图7是图6中的封堵件与消融件的俯视图。

图8是本实用新型第四实施例提供的消融封堵装置的局部结构示意图。

图9是本实用新型第五实施例提供的消融封堵装置的局部结构示意图。

图10是图9中的封堵件与消融件的立体结构示意图。

图11A是第五实施方式中的第一连接器与第二连接器的立体结构示意图。

图11B是图9的第一连接器、第二连接器、第一导线即第二导线沿XI-XI线的剖视图。

图12是第五实施例中的第二连接器、内鞘管及外鞘管的局部结构示意图。

图13是本实用新型第六实施例提供的消融封堵系统的局部结构示意图。

图14是图13中的多腔管、导电管、第一导线、第二导线以及标测件沿轴向的截面图。

图15是本实用新型第七实施例提供的消融封堵装置的局部结构示意图。

图16是图15中的牵拉件与多腔管沿XVI-XVI线的局部剖面图。

具体实施方式

下面将结合本实用新型实施例中的附图，对本实用新型实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本实用新型一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本实用新型中的实施例，本领域普通技术人员在没有付出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本实用新型保护的范围。

在本实用新型的描述中，需要说明的是，术语“上”、“下”、“内”、“外”等指示的方位或者位置关系为基于附图所示的方位或者位置关系，仅是为了便于描述本实用新型和简化描述，而不是指示或者暗示所指的装置或者元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本实用新型的限制。此外，术语“第一”、“第二”等仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性。

在本实用新型的描述中，需要说明的是，在介入医疗器械领域，近端是指距离操作者较近的一端，远端是指距离操作者较远的一端；轴向是指医疗器械中轴线的方向，径向是指垂直于医疗器械中轴线的方向；从而左心房进入左心耳的位置定义为左心耳开口，左心耳内靠近左心耳开口的位置定义为左心耳颈部。上述定义只是为了表述方便，并不能理解为对本实用新型的限制。

请一并参阅图1至图4，本实用新型第一实施例提供的消融封堵装置100，包括用于封堵左心耳的封堵件110，以及用于将封堵件110输送至左心耳的输送器180，消融封堵装置100还包括设置于封堵件110上的消融件120，消融件120上设置有第一导电组件140，输送器180对应设置有电连接于外部消融信号源(图未示)的第二导电组件150，第一导电组件140可解脱地电连接于第二导电组件150，消融件120用于传递外部消融信号源输出的消融能量以对左心耳进行消融。

本申请提供的消融封堵装置100包括用于封堵左心耳的封堵件110及设置于封堵件110上的消融件120，消融件120依次通过第一导电组件140以及第二导电组件150电连接外部消融信号源(图中未示)，从而用于向左心耳组织传输消融能量，实现对左心耳组织的电隔离。另外，第一导电组件140可解脱地电连接于第二导电组件150，从而使得在消融结束后，在不需要使用额外的剪裁装置对第一导电组件140与第二导电组件150的电连接进行剪断的情况下，第一导电组件140与第二导电组件150能够相互脱离，输送器180带动第二导电组件从人体内撤出，操作简单、使用方便。封堵件110、消融件120以及第一导电组件140保留在左心耳开口处。

具体地，如图1所示，输送器180包括外鞘管181以及手柄185，外鞘管181的近端与手柄185的远端连接，手柄185用于控制外鞘管181在血管中前进、后撤以及旋转，封堵件110的释放过程以及消融件120的消融过程。

封堵件110为自膨胀式的支架，可以是弹性的金属支架或者非金属(如高分子材料)支架。本实施例中，封堵件110为镍钛合金支架，当封堵件110通过输送器180输送时，封堵件110的直径收缩至较小状态以便于在外鞘管181中输送；当封堵件110输送至左心耳开口处释放后，封堵件110可自动膨胀至预定形状尺寸以支撑于左心耳开口处的内壁上，封堵件110对左心耳的内壁产生径向的支撑作用，从而固定于左心耳开口处。需要说明的是，各附图中的消融封堵装置100的封堵件110及消融件120均呈自由扩张状态，即消融封堵装置100从外鞘管181的远端释放后未植入至左心耳开口处的状态。封堵件110植入至左心耳开口处之后，封堵件110容易因为适形于不同形态的左心耳从而导致封堵件110变形。

如图1与图2所示，封堵件110包括封堵部111及连接于封堵部111远端的锚定部115，封堵部111用于覆盖于左心耳开口处从而阻塞隔离左心房与左心耳，避免左心耳内的血栓进入左心房；锚定部115用于固定在左心耳颈部从而将封堵件110锚定于左心耳开口处。

进一步地，封堵部111包括封堵骨架112，设置于封堵骨架112上的一层或者多层阻流膜113、以及设置于封堵骨架112近端的连接端114。

本实施方式中，封堵骨架112采用金属丝编织制成，在变更实施方式中，可以采用金属管切割制成。所述金属丝或者所述金属管采用镍钛合金、钴铬合金、不锈钢或者其他生物相容性良好的金属材料，优选镍钛合金等记忆合金材料。在变更实施方式中，封堵骨架112采用非金属的高分子材料制成。

封堵骨架112为具有一系列网孔的双层网盘，具体为直径由近端向远端逐步减小的锥台状，其轮廓还可以是圆盘状、圆筒状等。封堵骨架112中的网孔的大小、形状可以根据实际需要设定，此处不做限定。本实施例中，封堵骨架112的轮廓为锥台状，且最大直径大于左心耳开口的直径，封堵骨架112的周向表面为锥面。当封堵件110植入左心耳后，封堵骨架112的远端进入左心耳内，封堵骨架112的直径最大处封堵于左心耳开口邻近左心房的一侧，左心耳开口处的心肌组织贴合于封堵骨架112围绕周向的锥面上。

封堵部111通过设置于封堵骨架112的至少一层阻流膜113实现对左心耳的封堵，以阻挡左心耳内的血栓、血块及其他物质流入左心房。其中，阻流膜113材料可以选择PET、PTFE或其他材料，采用缝合或者粘合等方式固定于封堵骨架112的内部或者近端面。本实施例中，封堵骨架112的内部缝合有两层轴向间隔的阻流膜113。可以理解的是，封堵骨架112中的网孔较小时，其本身可以起到阻挡作用，封堵骨架112可以不设置阻流膜113。

封堵骨架112包括多个相互连接的支撑杆，连接端114设置于封堵骨架112的近端，用于将支撑杆的近端端头收拢一起，并用于与输送器180可拆卸连接。本实施例中，连接端114优选采用螺栓栓头，所述螺栓栓头设置有内螺纹孔，外鞘管181的远端设置有与所述螺栓栓头的内螺纹孔配合的外螺纹，连接端114与外鞘管181螺纹连接以实现封堵件110与外鞘管181的可拆卸连接，从而通过移动外鞘管181可输送封堵件110，并且在封堵件110植入左心耳后可解除封堵件110与外鞘管181的连接。

在其他实施例中，所述螺栓栓头可以设置外螺纹，外鞘管181的远端设置与所述外螺纹配合的内螺纹孔，同样可以螺纹连接的方式实现封堵件110与外鞘管181的可拆卸连接。

在其他实施例中，连接端114与外鞘管181还可以通过插拔、卡合等其他方式实现封堵件110与输送器180的可拆卸连接，此处不做赘述。

需要说明的是，封堵骨架112的远端不密封。具体地，本实施例中，用于编织形成封堵骨架112的若干镍钛合金丝的远端沿封堵件110的轴向朝远端延伸，并于封堵骨架112的远端中间的区域围拢构成连通封堵骨架112内腔的第一通道112H，连接端114沿轴向开设有与所述第一通道112H对应连通的通孔。

锚定部115包括锚定骨架116。锚定骨架116可以是金属丝相互交叉编织形成的具有一系列网格的支架、金属支撑杆相互平行设置形成的栅栏状或者是螺旋状支架，也可以是金属管切割制成的网格状、栅栏状、中心辐射状或者螺旋状支架。本实施例中，锚定骨架116为镍钛合金管切割制成的网格状支架，在变更实施方式中，锚定骨架116由非金属的高分子材料制成。

如图1至图2所示，锚定骨架116整体呈半球状结构，中部包括若干直线形支撑杆，直线形支撑杆延伸至最远端后从外侧向近端延伸，从而形成外围半球状结构，并将若干直线形支撑杆包围在其中，锚定骨架116外围近端向内侧弯折延伸。锚定骨架116外侧部分的近端和远端分别通过若干斜杆连接于中部的若干直杆的相对两端，锚定骨架116大致呈圆筒状，其直径与左心耳颈部的内径基本相同。当封堵件110植入左心耳后，锚定骨架116的外表面与左心耳的内壁之间接触形成摩擦力，锚定骨架116可以直接用于锚定封堵件110。

在本实施方式中，锚定部115还包括沿锚定骨架116外表面的周向连续设置或者间隔设置的若干锚刺117，封堵件110植入左心耳后，锚刺117刺入左心耳颈部的内壁以进一步锚定封堵件110，能有效防止封堵件110脱落。本实施例中，锚刺117与锚定骨架116一体成型，锚刺117设置于锚定骨架116中部的若干直杆上。锚刺117的数量为5-15个，锚刺117朝锚定骨架116的外侧且朝近端延伸，其延伸方向与锚定骨架116的轴向之间的夹角为30度至60度之间，延伸长度为0.5mm至4mm之间。

在其他实施例中，锚刺117可以设置于锚定骨架116的其他合理位置，例如，设置于靠近近端的若干斜杆上，只要锚刺117能够刺入左心耳内壁以增强封堵件110的稳固性并且不妨碍封堵件110上的消融件120对左心耳内壁进行消融即可。

在其他实施例中，锚刺117还可以采用与锚定骨架116相同或者不同的材料形成再将其连接于锚定骨架116上，例如，可将镍钛金属丝或者镍钛金属杆通过套筒或者焊接等方式固定于锚定骨架116上作为锚刺117。

可选地，锚定骨架116的远端外表面和/或内部设置有至少一层阻流膜。优选地，本实施例中，锚定骨架116的远端外表面覆盖有一层阻流膜(图中未示)，以用于阻挡左心耳内的血栓进入左心房。再者，覆盖于锚定骨架116的远端外表面的阻流膜还可以用于约束锚定骨架116远端的半球状结构，使之不易变形以增强结构稳定性，同时增大了锚定骨架116与心肌组织的直接接触面积，还减小了锚定骨架116的材料对心肌组织的刺激作用，起到一定的保护作用。

锚定骨架116与封堵骨架112固定连接，使得封堵部111与锚定部115连接于一体。具体地，本实施例中，封堵骨架112与锚定骨架116通过一连接管131固定连接。其中，连接管131可以是用于切割制成锚定骨架116的镍钛金属管本身未切割的一部分，即连接管131与锚定骨架116为一体的，封堵骨架112焊接于连接管131的近端；或者，连接管131是单独的金属管，封堵骨架112与锚定骨架116分别焊接于连接管131的近端和远端。

在其他实施例中，封堵骨架112与锚定骨架116可以直接通过焊接的方式固定连接。

在其他实施例中，封堵骨架112与锚定骨架116均采用金属丝编织热定型制成时，封堵骨架112与锚定骨架116可以一体编织而成，也可以分别编织后通过焊接或者通过连接管等方式固定连接在一起。

需要说明的是，锚定骨架116具有沿轴向延伸的第二通道116H，当锚定骨架116固定连接封堵骨架112时，锚定骨架116的第二通道116H、封堵骨架112的第一通道112H及连接端114的通孔对应连通，从而形成沿轴向贯通封堵件110相对两端的中心通道110H。当封堵件110与输送器180可拆卸连接时，所述中心通道110H与外鞘管181的管腔连通。

请再次参阅图1至图4，消融件120在锚定部115的周向表面设置，以尽量贴近左心耳内壁组织，并且消融件120在消融封堵装置100的周向上围成至少一个环形，以对左心耳内壁形成环形的消融带。

消融件120中包括至少一消融电极。在外部消融能量源为射频信号源的情况下，该消融电极可传输单一射频信号至左心耳内壁组织，可以理解的是，消融件120可以包括用于传输不同射频信号的多个消融电极。

在本实施方式中，外部消融能量源为脉冲信号源，消融能量为高压脉冲能量，消融件120用于传输极性不同的高压脉冲信号以形成脉冲电场，位于该脉冲电场中的左心耳组织发生不可逆电穿孔。相应地，消融件120包括至少一对消融电极121，每对消融电极包括正电极121A与负电极121B。每一对消融电极121均通过第一导电组件140及第二导电组件150电连接于所述脉冲信号源的正极和负极。当封堵件110植入并封堵左心耳后，至少一对消融电极121与所述脉冲信号源导通形成脉冲电场，至少一对消融电极121能够传递所述脉冲信号源提供的脉冲能量串以对处于所述脉冲电场中的左心耳内壁进行消融。优选地，至少一对消融电极121关于封堵件110的轴心线对称设置，有利于提高消融均匀性。

可以理解的是，相比于热消融，脉冲消融不需要热传导来对深层组织进行消融，只要组织细胞位于一定电场强度之上的脉冲电场范围内就会发生不可逆电穿孔，即使消融件120植入左心耳后，消融电极121没有完全地贴合左心耳内壁也不会影响消融效果，因此，消融件120可以沿封堵件110的外表面和/或内表面周向设置。也即是说，至少一对消融电极121可以沿封堵件110的外表面周向设置，或者沿封堵件110的内表面周向设置，或者同时沿封堵件110的外表面和内表面周向设置。优选地，所述至少一对消融电极121沿封堵件110的外表面周向设置，当封堵件110植入左心耳后，所述至少一对消融电极121贴合于左心耳内壁，至少一对消融电极121与所述脉冲信号源导通形成的脉冲电场可以覆盖更多的心肌细胞，有利于提高脉冲能量的利用率。此外，根据左心耳内壁需要消融的位置，至少一对消融电极121可设置于封堵部111上，或者设置于锚定部115上，或者同时设置于封堵部111和锚定部115上，即消融件120可选择地设置于封堵件110的不同部位。

其中，所述脉冲信号源提供的能量脉冲串(即脉冲能量)包括单相脉冲或者双相脉冲，所述单相脉冲或者所述双相脉冲的脉冲电压、脉冲宽度、重复频率、占空比或者脉冲个数中的至少一项可以调节，即电连接于所述脉冲信号源的消融件120可以传递不同的能量脉冲串，由此，针对不同患者的左心耳生理结构的差异，消融件120可以传递相应的能量脉冲串，以对不同患者的左心耳进行有效消融。

具体地，请一并参阅图2及图3，本实施例中，消融件120包括轴对称设置于锚定部115上的一对消融电极121，这一对消融电极121为铂金制成的导电丝，每个消融电极121呈圆弧状并占据周向上小于180度的圆心角，即每一消融电极121为大致呈半圆形的电极。消融电极121分布在封堵件110轴向上的同一水平面内，消融电极121中的正电极121A与负电极121B相对设置且于对应的在端部的位置间隔开，从而围拢形成一个近似完整的电极圈。当所述一对消融电极121连接所述脉冲信号源并通电后，正电极121A与负电极121B之间形成环状的脉冲电场，位于一定电场强度之上的所述环状脉冲电场范围内的左心耳内壁能够在脉冲电场的作用下进行环状消融。

所述导电丝沿周向缠绕固定于锚定骨架116的若干支撑杆上，消融电极121顺着支撑杆的延伸方向设置，并形成多个锯齿。

在其他实施例中，消融电极121可以是铂铱合金、黄金、镍钛合金或者不锈钢等其他任一种导电材料制成的导电丝。

在其他实施例中，消融电极121还可以是上述任一种导电材料制成的大致呈半圆形的导电片或者导电的管材，并通过粘贴、缝合、套设或者热缩膜包覆等相应方式固定于封堵件110上。

优选地，消融电极121与封堵件110之间绝缘处理，从而避免用于传输不同极性电脉冲信号的消融电极121之间通过封堵件110相互短路，即正电极121A与负电极121B之间的无法通过导电的锚定骨架116相互连通短路，保证了系统的安全可靠性。

具体地，本实施例中，锚定骨架116与消融电极121接触的外表面涂覆有绝缘涂层。在其他实施例中，锚定骨架116与消融电极121接触的外表面可以涂覆绝缘医用胶、包被绝缘覆膜或者套设绝缘套管，同样可以实现消融电极121与封堵件110之间绝缘。其中，上述绝缘涂层、绝缘覆膜、绝缘套管的材料选自FEP、ETFE、PTFE或者PFA等材料。在一种实施方式中，锚定骨架116与封堵骨架112上未与消融电极121接触的至少部分表面也进行绝缘处理。

请一并参阅图2至图4，如前所述，每一消融电极121均通过第一导电组件140及第二导电组件150电连接于脉冲信号源。第一导电组件140包括至少一第一导线141，每一消融电极121与对应的第一导线141相互连接，第二导电组件150包括至少一第二导线151，每一第一导线141与对应的第二导线151相互连接，每一第二导线151连接脉冲信号源的正极或负极信号输出端。

本实施例中，正电极121A与负电极121B传输极性不同的高压脉冲信号，相应地，第一导电组件140包括两条相互绝缘的第一导线141，第二导电组件150包括两条相互绝缘的第二导线151。其中，用于连接正电极121A的第一导线141为第一正导线141A，用于连接外部脉冲信号源正极的第二导线151为第二正导线151A，用于连接负电极121B的第一导线141为第一负导线141B，用于连接外部脉冲信号源负极的第二导线151为第二负导线151B。第一导电组件140中第一导线141的数量，以及第二导电组件150中第二导线151的数量，均与消融件120传输的全部电信号种类直接相关。

在变更实施方式中，消融件120用于传输射频消融信号，消融件120包括一个消融电极121，并用于向左心耳组织传输单一的射频消融信号的实施方式中，第一导电组件140包括一条第一导线141，第一导线141的一端与消融电极121连接，第二导电组件150包括一条第二导线151，第二导线151与外部射频消融源的输出端电连接。优选地，该一个消融电极121在封堵件110的周向上环绕至少一圈。

本实施方式中，每一第一导线141远离消融电极121的一端可解脱地电连接于对应第二导线151的远端，第二导线151的近端电连接于所述脉冲信号源的正极或负极。具体地，每一第一正导线141A远离消融电极121的一端可解脱地电连接于对应第二正导线151A的远端，第二正导线151A的近端电连接于所述脉冲信号源的正极；每一第一负导线141B远离消融电极121的一端可解脱地电连接于对应第二负导线151B的远端，第二负导线151B的近端电连接于所述脉冲信号源的负极，使得每一消融电极121对应电连接于所述脉冲信号源的正极或者负极，从而每一消融电极121能够接收所述脉冲信号源提供的脉冲能量。

第一导线141为消融电极121本身的延长部分，本实施例中，第一导线141为用于制成消融电极121的导电丝的一端未缠绕固定于锚定骨架116上的部分，即第一导线141为对应的消融电极121自身的延长部分。

在其他实施例中，第一导线141可以是单独的导电导线，第一导线141通过焊接或者钢套固定等方式电连接于对应的消融电极121。

如图1与图4所示，本实施例中，输送器180的外鞘管181内活动地穿设有多腔管183，多腔管183可以自外鞘管181的远端伸出并进入与外鞘管181可拆卸连接的封堵件110的所述中心通道110H内。多腔管183由TPU、PVC等绝缘医用介入材料制成，多腔管183内部间隔设置有沿轴向延伸并贯通多腔管183近端与远端的若干容纳腔184。所述容纳腔184的数量与第二导线151的数量相等，每一所述容纳腔184容纳对应的第一导线141与第二导线151的相互连接的端部，从而有利于提高极性不同的脉冲信号传输的可靠性。多腔管183伸入封堵件110的中心通道110H后，每一第一导线141的近端自多腔管183的远端伸入一所述容纳腔184内，并可解脱地电连接于所述容纳腔184内的第二导线151的远端。在本实施方式中，多腔管183形成有相互间隔的正容纳腔184A与负容纳腔184B，正容纳腔184A用于容置第一正导线141A与第二正导线151A相互连接的端部，负容纳腔184B用于容置第一负导线141B与第二负导线151B相互连接的端部。在变更实施方式中，多腔管183设置于封堵件110的近侧，并未进入中心通道110H。

在一种实施方式中，第一导线141与第二导线151的端部在容纳腔184中相互搭接，比如，第一正导线141A与第二正导线151A的端部在正容纳腔184A中相互接触电导通。具体地，第二导线151的远端固定设置于多腔管183的容纳腔184内，每一第一导线141的远离消融电极121的一端伸入一容纳腔184后通过平行接触、缠绕接触、穿插接触或者交叉接触等任一方式与对应的第二导线151的远端实现电连接，二者接触的部分收容于所述容纳腔184的远端。通过直接接触的连接方式，可以实现第一导线141与对应的第二导线151之间的脉冲能量的传递，而且在消融完成后向近端后撤第二导线151时，第二导线151带动多腔管183后撤，使第一导线141的近端与对应的第二导线151的远端脱离。

第一导线141与第二导线151通过导电连接件相互电连接，本实施例中，导电连接件为导电管153。具体地，第二导电组件150包括由导电材料制成的至少一导电管153，每一导电管153容置于对应的容纳腔184中，每一导电管153的远端活动连接对应的第一导线141的近端，每一导电管153的近端固定连接对应的第二导线151的远端；每一第二导线151带动对应的导电管153相对封堵件110朝近端移动的过程中，对应的导电管153与其容纳的第一导线141的远端脱离。

每一第一导线141远离消融电极121的一端伸入一所述容纳腔184后活动地插接于所述容纳腔184内的导电管153的远端，对应的第二导线151的远端插接于导电管153的近端，第一导线141与对应的第二导线151通过导电管153实现电连接，以实现脉冲能量的传递。

本实施例中，第一导线141的近端与导电管153的远端之间活动连接，多腔管183固定设置于至少一导电管153的外表面并随同至少一导电管153同步运动。当完成对左心耳内壁的消融后，至少一第二导线151由手柄185控制相对于封堵件110向近端移动，第二导线151的远端带动导电管153以及多腔管183同步向近端移动，第一导线141与导电管153的远端脱离，手柄185带动外鞘管181、多腔管183、第二导电组件150(第二导线151以及导电管153)撤出体外，封堵件110、消融件120以及第一导电组件140保留在左心耳处。

可以理解的是，第二导线151的远端与导电管153的近端之间可以是活动连接，比如相互插接、卡接等本领域常用的连接方式。

在变更实施方式中，消融封堵装置100省略设置多腔管183，导电管153之间通过其他方式保持相互绝缘，比如导电管153外壁进行绝缘处理，导电管153外壁可拆卸连接于封堵件110。

在变更实施例中，所述第二导电组件包括多对导电管153，即包括至少两个用于连接至外部脉冲信号源正极的导电管153，以及至少2个用于连接至外部脉冲信号源负极的导电管153，并且用于连接至外部脉冲信号源正极的多个导电管153用于传输不同的电信号，用于连接至外部脉冲信号源负极的多个导电管153用于传输不同的电信号。

每一导电管153均活动地穿设于外鞘管181内，且每一导电管153的远端可以自外鞘管181的远端伸出并进入与外鞘管181可拆卸连接的封堵件110的中心通道110H内，导电管153相互绝缘且分别连接对应的所述脉冲信号源的正极或者负极。其中，与脉冲信号源的正极连接的导电管153插设有至少一根与脉冲信号源正极连接的第一正导线141A，与脉冲信号源的负极连接的导电管153插设有至少一根与所述脉冲信号源负极连接的第一负导线141B，使得每一消融电极121通过对应的第一导线141及对应的导电管153连接于脉冲信号源的正极或者负极，从而实现脉冲能量的传递，以对左心耳内壁进行消融。第一导线141通过插接的方式与对应的导电管153实现非固定连接，当消融完成后，向近端轴向移动导电管153时，第一导线141即可与对应的导电管153脱离，从而使二者之间的电连接解脱，操作简便。

在其他实施例中，消融件120包括多对消融电极121时，相应地，第一导线141的数量也即为多对，导电管153的数量可以为多对或者一对。具体地，当导电管153的数量为多对时，与脉冲信号源的正极连接的每一第一正导线141A通过对应的一导电管153与脉冲信号源的正极连接，与脉冲信号源的负极连接的每一第一负导线141B通过对应的一导电管153与脉冲信号源的负极连接，以使每一消融电极121对应连接脉冲信号源的正极或者负极；当导电管153的数量为一对时，与脉冲信号源的正极连接的所有第一导线141通过其中一导电管153与脉冲信号源的正极连接，与脉冲信号源的负极连接的所有第一负导线141B通过另一导电管153与脉冲信号源的负极连接，同样可以使每一消融电极121对应连接脉冲信号源的正极或者负极。可以理解的是，消融件120包括多对消融电极121，且导电管153与第一导线141的数量均为多对时，每一消融电极121可通过对应的第一导线141及对应的导电管153独立连接脉冲信号源，从而能够实现左心耳内壁的选择性消融，增强消融封堵装置100的实用性。

优选地，本实施例中，第一导线141的一端电连接对应的消融电极121，另一端伸入一所述容纳腔184内以可解脱地电连接对应的第二导线151，第一导线141外露于所述容纳腔184的部分(即第一导线141两端之间的部分)的外表面绝缘处理，以避免第一导线141通电后干扰消融电极121形成的脉冲电场或造成短路。相应地，第二导线151的一端电连接脉冲信号源的正极或负极输出端，另一端伸入一容纳腔184内以电连接对应的第一导线141，第二导线151外露于所述容纳腔184的部分(即第二导线151两端之间的部分)的外表面绝缘处理。其中，所述绝缘处理的方式可以是前述的封堵件110与消融电极121之间的绝缘处理方式中的任一种，此处不再赘述。

如图2至图3所示，封堵件110包括支撑骨架，支撑骨架包括封堵骨架112以及锚定骨架116，即消融电极121为缠绕于所述支撑骨架上的导电丝。本实施方式中，所述支撑骨架表面形成至少一线槽118，每一线槽118沿对应的第一导线141的方向延伸，并用于容置对应的第一导线141。本实施例中，线槽118设置于锚定部115的锚定骨架116上表面，线槽118顺着锚定骨架116上各个支撑杆的延伸方向设置，第一导线141外露于容纳腔184的部分区段嵌设于线槽118内，以避免第一导线141之间相互缠绕，同时可以起到稳固第一导线141的作用。在其他实施方式中，所述支撑骨架上省略设置线槽118。

需要说明的是，输送器180还包括套设于外鞘管181之外的输送鞘管(图未示)；操作者通过手柄185控制外鞘管181、多腔管183、所述输送鞘管的相关运动。本申请中还提供一种消融封堵系统，消融封堵系统包括消融封堵装置100，以及引导装置(比如引导导丝)。

其中，所述输送鞘管及手柄185的结构与现有技术中常用的输送鞘管及手柄的结构类似，此处不做赘述。

以下，将对本实施例提供的消融封堵装置100的使用过程进行说明：

第一步：封堵部111上的连接端114通过螺纹连接的方式连接于外鞘管181的远端，使封堵件110与外鞘管181可拆卸连接，且每一消融电极121连接的第一导线141可解脱地电连接位于多腔管183中对应的第二导线151。

第二步：选择经股静脉-右心房-房间隔-左心房-左心耳的途径，利用输送器180的输送鞘管及所述引导装置建立从患者体外到体内的介入通道，然后撤出所述引导装置，保留所述输送鞘管。

第三步：收缩封堵件110的直径，将封堵件110及外鞘管181穿装于所述输送鞘管内，然后沿所述输送鞘管的轴向朝远端推动外鞘管181，使外鞘管181推动封堵件110自所述输送鞘管的远端伸出并释放于左心耳内。在此过程中，通过造影和超声手段定位封堵件110，以保证封堵件110植入左心耳后，锚定部115释放在左心耳颈部，锚定部115的锚刺117刺入左心耳内壁，封堵部111位于左心耳的开口处，封堵部111的封堵骨架112部分塞入左心耳内，封堵件110通过阻流膜113将左心耳封堵住。

第四步：将每一第二导线151的近端对应连接脉冲信号源的正极或者负极，调整脉冲消融的参数，通过第二导线151及对应连接的第一导线141给每一消融电极121传递脉冲能量，从而实现左心耳内壁的脉冲消融。

第五步：消融完成后，沿外鞘管181的轴向朝近端后撤多腔管183，使多腔管183内的第二导线151与对应的第一导线141脱离，然后转动外鞘管181使外鞘管181与封堵件110的连接端114解除螺纹连接，通过所述输送鞘管将外鞘管181、多腔管183、第二导电组件150自患者体内撤出，最后再撤出所述输送鞘管，完成手术。

本实施例提供的消融封堵装置100，通过输送器180输送至左心耳后，封堵件110用于封堵左心耳，封堵件110上的消融件120通过第一导线141可解脱地电连接于第二导线151，且第二导线151电连接于外部消融信号源，使得消融件120传递消融能量以对左心耳进行消融，从而达到电隔离的效果。在完成消融后，撤离输送器180的过程中，输送器180可带动第二导线151与第一导线141脱离，使第二导线151与输送器180一同撤离，不需要使用另外的剪裁装置来剪断第一导线141与第二导线151之间的电连接，操作简单、使用方便。

请参阅图5，本实用新型第二实施例提供的消融封堵装置与第一实施例中的消融封堵装置100的结构基本相似，不同之处在于：在第二实施例中，呈环形的消融件220包括分布在锚定部115上的两对消融电极221，两对消融电极221相互间隔地围成一个环形。其中两个正电极221A与两个负电极221B在封堵件110的周向上交错排布，即一正电极221A设置在与其相邻的两个负电极221B之间，一负电极221B设置在与其相邻的两个正电极221A之间。

具体地，本实施例中，消融件220包括沿锚定部115的周向间隔设置的两对消融电极221，每一消融电极221大致呈弧形，在周向上占据的圆心角小于90度，周向相邻的两个消融电极221分别连接脉冲信号源的正极和负极，并保持相互间隔以实现绝缘。消融电极221位于轴向上的同一水平面内。所述两对消融电极221连接脉冲信号源并通电后，同样可以形成环状的脉冲电场，以对位于所述脉冲电场范围内的左心耳内壁进行环状消融。

在其他实施例中，消融件220可以包括沿锚定部115的周向间隔设置的两对以上的消融电极221。

可以理解的是，沿锚定部115的周向间隔设置的消融电极221越多，每一消融电极221对应的锚定部115周向上的区域越小，所述区域内的脉冲电场的场强分布越均匀。由此，第二实施例中的多对消融电极221交错连接脉冲信号源的正负极形成的脉冲电场的场强分布更加均匀，有利于提高消融均匀性。再者，第二实施例中，每一消融电极221均可以独立连接脉冲信号源，因此多对消融电极221中的至少一对消融电极221分别连接脉冲信号源的正负极后，所述至少一对消融电极221即可对左心耳内壁进行部分消融。也即是说，第二实施例中，通过将一对或者多对消融电极221分别对应连接脉冲信号源的正负极，可以实现左心耳内壁的选择性消融，从而能够增强消融封堵装置200的实用性。

需要说明的是，第二实施例中，所述多对消融电极221中的任一对消融电极221可以是关于锚定部115的轴心线对称设置的两个消融电极221，也可以是沿锚定部115的周向相邻或者非相邻的两个消融电极221，具体根据实际需要设定，此处不做限定。在其他实施方式中，消融电极221的至少部分设置于封堵部表面。

请一并参阅图6及图7，本实用新型第三实施例提供的消融封堵装置300与第一实施例中的消融封堵装置100的不同之处在于：消融件320在消融封堵装置300的周向上围成多个环形，所述多个环形在消融封堵装置300的轴向上间隔设置。具体地，消融件320包括分布在封堵件310轴向上的不同水平面内的一对消融电极321。其中一消融电极321设置于封堵部311上，另一消融电极321设置于锚定部315上，每一消融电极321均为闭环的环形的电极，且轴向相邻的两个消融电极321分别连接脉冲信号源的正极和负极。所述一对消融电极321连接脉冲信号源并通电之后，同样可以形成环状的脉冲电场，以对位于所述脉冲电场范围内的左心耳内壁进行环状消融。

在其他实施例中，所述一对消融电极321可以均设置于锚定部315上，或者均设置于封堵部311上。

在其他实施例中，消融件320还可以包括同轴设置于封堵件310轴向上的不同水平面内的多对消融电极321；或者消融件320在形成的每个环形中至少设置一对消融电极321，同一个环形中的相邻消融电极321用于传输极性相反的脉冲信号，在消融件320围成的多个环形的实施方式中，多个环形在轴向上间隔开，位于不同环形中的两个相邻的消融电极321可以传输相同或相反极性的脉冲信号。

第三实施例中，一对消融电极321同轴分布在封堵件310轴向上的不同水平面内，所述一对消融电极321形成的环状脉冲电场沿封堵件310轴向上的覆盖范围增大，从而能够增加左心耳内壁的消融面积；再者，所述环状脉冲电场由轴向间隔的两个环形电极圈形成，其场强分布更加均匀和集中，对左心耳内壁的消融更加均匀。此外，封堵部311上设置有消融电极321时，能够对靠近左心耳开口部的位置进行脉冲消融，有利于提高消融成功率。

如图6所示，第三实施例提供的消融封堵装置300与第一实施例的消融封堵装置100的不同之处还在于：封堵件310的封堵部311和锚定部315为一体结构，即封堵件310为一体结构。本实施方式中封堵件310是由镍钛金属管一体切割制成，在变更实施方式中，还可以由镍钛金属丝一体编织而成。其中，封堵件310的近端设置有用于可拆卸连接输送装置的连接端114，远端设置有用于聚拢封堵件310远端的连接件319。锚定部315的外表面沿周向设置有用于锚定封堵件310的若干锚刺317，每一锚刺317对应设置于锚定部315靠近远端的若干斜杆与中部直杆的一连接处。此外，锚定部315的远端外表面覆盖有一层阻流膜(图未示)。可以理解的是，封堵件310具有和第一实施例中的封堵件110相同的功能，此处不再赘述。

本实施方式中，锚定部315上省略设置线槽，第一导线341自由地穿过封堵件310中间的空间以连接第二导线(图未示)。

请参阅图8，本实用新型第四实施例提供的消融封堵装置400与第一实施例中的消融封堵装置100的结构基本相似，不同之处在于：多腔管483固定设置于封堵件110，至少一导电管453向近端运动的过程中，多腔管483与至少一导电管453脱离，多腔管483保留在封堵件110中。具体地，多腔管483通过焊接或者卡嵌的方式固定设置于封堵件110的中心通道110H内，其结构与多腔管183的结构基本相同，此处不再赘述。

在一种实施方式中，第二导线为呈管状的导电管453，导电管453包括贯通其两端的空腔，每一导电管453的远端活动连接对应的第一导线的近端，比如第一实施方式中第一导线远离消融电极的一端插接于导电管453的空腔中的一端，每一导电管453的近端电连接外部消融信号源的输出端。

请一并参阅图9至图12，本实用新型第五实施例提供的消融封堵装置500与第一实施例中的消融封堵装置100的结构基本相似，不同之处在于：在第五实施例中，第一导线541与第二导线551之间的导电连接件为第一连接器542与第二连接器552。具体地，第一导电组件540包括连接在至少一第一导线541远离消融件520一端的第一连接器542，第二导电组件550包括连接在至少一第二导线551远离所述外部消融信号源一端的第二连接器552，第一连接器542与第二连接器552可插拔的连接，第一连接器542与第二连接器552内设置若干导电线路以将第一导线541与第二导线551中的对应电信号导通。

每一第一导线541通过第一连接器542与第二连接器552对应连接脉冲信号源的正极或者负极，使得每一消融电极121通过对应的第一导线541、第一连接器542、第二连接器552以及第二导线551连接于脉冲信号源的正极或者负极，从而实现脉冲能量的传递，以对左心耳内壁进行消融。

本实施例中，第一连接器542与第二连接器552的结构与现有技术中的插接连接器的结构类似，此处不做赘述。具体地，输送器180还包括活动穿设于外鞘管181内的内鞘管560，第二导线552穿设于内鞘管560的内腔中对应电连接于脉冲信号源的正极或者负极。第二连接器552固定设置于内鞘管560的远端，第二连接器552的近端与至少一第二导线551电连接；第一连接器542可解脱地插接于第二连接器552，且第一连接器542电连接于若干第一导线541，第二连接器552与第一连接器542内设置若干连接线路(图中未示)以将一一对应的若干第一导线541和对应的脉冲信号源的正极或者负极导通，从而为消融电极121提供脉冲能量。

本实施例中，内鞘管560固定连接第二连接器552，第一连接器542与若干第一导线541是固定连接，第二连接器552可解脱地插接于第一连接器542，由此，当内鞘管560在外鞘管181内沿轴向向近端移动时，内鞘管560即可带动第二导线551以及第二连接器552与第一连接器542脱离，从而使第一导线541与对应的脉冲信号源的正极或者负极之间的电连接解脱。

在其他实施例中，若干第一导线541可解脱地插接于第一连接器542，第二连接器552固定连接于第一连接器542，当内鞘管560在外鞘管181内沿轴向向近端移动时，内鞘管560即可带动第一连接器542及第二连接器552向近端移动，使得第一连接器542与若干第一导线541脱离，同样可以使第一导线541与对应的脉冲信号源的正极或者负极之间的电连接解脱。在变更实施方式中，省略设置内鞘管560，第二导线551向近端运动的过程中拉动第一连接器542与第二连接器552相互脱离。

需要说明的是，第五实施例提供的消融封堵装置500与第一实施例的消融封堵装置100的不同之处还在于：封堵件510的结构与第一实施例中的封堵件110的结构不同。具体地，本实施例中，封堵部511的封堵骨架512为金属丝编织形成的圆盘状结构，锚定部515为金属管切割制成的中心辐射状支架，封堵骨架512与锚定骨架516通过连接管531连接为一体。封堵骨架512的直径大于左心耳开口的直径，当封堵件510植入并释放于左心耳后，封堵骨架512的远端面贴合于左心耳开口面向左心房。锚定骨架516的外表面沿周向设置有一对消融电极521，所述一对消融电极521同轴设置于封堵件510轴向上的不同水平面内，以用于左心耳内壁的消融。其中，锚定骨架516的远端外表面覆盖有阻流膜(图未示)，以用于阻挡左心耳内的血栓进入左心房，同时可增强锚定骨架516的结构稳定性及减少金属与心肌组织的直接接触面积，起到一定的保护作用。封堵件510的其余结构与第一实施例中的封堵件110的结构基本相同，此处不再赘述。

请一并参阅图13及图14，本实用新型第六实施例提供的消融封堵装置600与第一实施例中的消融封堵装置100的结构基本相似，不同之处在于：在第六实施例中，多腔管683沿封堵件110的轴向开设通孔683H，中心通道110H与通孔683H连通形成一穿设通道。所述穿设通道用于穿设外部装置，所述外部装置的远端用于从封堵件110的远端伸出。具体地，外部装置可以是标测件900，标测件900的部分区段用于穿插于封堵件100中，标测件900的远端从封堵件110的远端露出，以采集左心耳组织中的电生理信号。

本申请还提供一种包括消融封堵装置600的消融封堵系统，所述消融封堵系统中包括消融封堵装置600以及标测件900。标测件900中的部分区段活动地穿设于所述穿设通道中，即活动穿设于封堵件110的中心通道110H及多腔管683的通孔683H中，标测件900的远端自封堵件110的远端伸出，以监测左心耳内的电生理信号。

在本实施方式中，通孔683H开设于多腔管683的中轴线方向上，多腔管683的若干容纳腔684围绕通孔683H的周向分布。本实施例中，通过设置标测件900，在消融前可以采集心内电生理信号并传递至心电同步仪，根据心电同步仪的显示结果调节脉冲能量的参数，从而控制消融电极121的脉冲输出同步在心肌收缩的绝对不应期，避免干扰心率，减少突发心律失常；在消融完成后，也可通过标测件900采集心内电生理信号以判断是否对组织完全电隔离。

其中，在自由状态下，标测件900远端部分可以为环状结构或者带有一定偏转角度的杆状结构，也可以为设置有向近端弯折的末端，此处不做限定。标测件900优选采用镍钛合金等记忆合金制成，标测件900的远端伸出封堵件110的远端后可以恢复至自由状态。

请一并参阅图15及图16，本实用新型第七实施例提供的消融封堵装置700与第三实施例中的消融封堵装置300的结构基本相似，不同之处在于：在第七实施例中，多腔管783沿封堵件310的轴向开设有通孔，消融封堵装置700包括活动地穿设于所述穿设通道的牵拉件770，即牵拉件770活动穿设于封堵件310的中心通道310H及多腔管783的通孔783H内。牵拉件770的远端可拆卸连接于封堵件310远端的连接件319。本实施例中，封堵件310远端的连接件319开设有内螺纹，牵拉件770与连接件319螺纹连接，具体地，牵拉件770为远端具有螺纹连接头的钢缆或空心管。可以理解的是，当牵拉件770相对封堵件310沿轴向移动时，牵拉件770能够拉动封堵件310沿轴向变形，使得封堵件310的轴向尺寸以及径向尺寸发生改变。封堵件310沿轴向被压缩或者被拉伸，使得封堵件310的径向尺寸发生改变，从而调节封堵件310的径向直径，以调整消融时封堵件310上的消融件320与左心耳内壁的贴合程度，有利于提高消融效果。消融结束后，牵拉件770与连接件319解脱连接，牵拉件770撤出体外。

可以理解的是，在第五实施方式的基础上，还可以做相对应的改进设计，比如，第一连接器542沿封堵件510的轴向开设有第一通孔，第二连接器552沿封堵件510的轴向开设第二通孔，中心通道110H、所述第一通孔以及所述第二通孔连通形成一穿设通道。该穿设通道的用途参考第六与第七实施方式，即用于穿设标测件900或者是牵拉件770。

以上是本实用新型实施例的实施方式，应当指出，在不违背本申请技术原理的情况下，以上各个实施方式中的具体技术方案可以相互适用，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本实用新型实施例原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也视为本实用新型的保护范围。

Claims (20)

1.一种消融封堵装置，包括用于封堵左心耳的封堵件，以及用于将所述封堵件输送至所述左心耳的输送器，其特征在于，所述消融封堵装置还包括设置于所述封堵件上的消融件，所述消融件上设置有第一导电组件，所述输送器对应设置有电连接于外部消融信号源的第二导电组件，所述第一导电组件可解脱地电连接于所述第二导电组件，所述消融件用于传递所述外部消融信号源输出的消融能量以对所述左心耳进行消融。

2.如权利要求1所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融件中包括至少一消融电极，所述第一导电组件包括至少一第一导线，每一所述消融电极与对应的第一导线相互连接，所述第二导电组件包括至少一第二导线，每一所述第一导线与对应的第二导线相互连接。

3.如权利要求2所述的消融封堵装置，其特征在于，所述封堵件包括支撑骨架，所述支撑骨架表面形成至少一线槽，每一所述线槽沿对应的第一导线的方向延伸，并用于容置对应的第一导线。

4.如权利要求2所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融封堵装置还设有绝缘材料制成的多腔管，所述多腔管包括沿轴向延伸的至少一容纳腔，每一所述容纳腔用于容置对应的第一导线与第二导线相互连接的端部。

5.如权利要求4所述的消融封堵装置，其特征在于，所述第二导电组件还包括由导电材料制成的至少一导电管，每一所述导电管容置于对应的容纳腔中，每一所述导电管的远端活动连接对应的第一导线的近端，每一所述导电管的近端连接对应的第二导线的远端；

每一所述第二导线带动对应的导电管相对所述封堵件朝近端移动的过程中，对应的导电管与其容纳的第一导线的远端脱离。

6.如权利要求5所述的消融封堵装置，其特征在于，

所述多腔管固定设置于所述至少一导电管的外表面并随同所述至少一导电管同步运动；或者

所述多腔管固定设置于所述封堵件，所述至少一导电管向近端运动的过程中，所述多腔管与所述至少一导电管脱离。

7.如权利要求4或5所述的消融封堵装置，其特征在于，所述封堵件包括支撑骨架，所述支撑骨架包括沿轴向贯穿两端的中心通道，所述多腔管沿所述封堵件的轴向开设通孔，所述中心通道与所述通孔连通形成一穿设通道。

8.如权利要求7所述的消融封堵装置，其特征在于，所述穿设通道用于穿设外部装置，所述外部装置的远端用于从所述封堵件的远端伸出；或者，

所述封堵件的远端包括连接件，所述消融封堵装置还包括活动地穿设于所述穿设通道内的牵拉件，所述牵拉件的远端可拆卸连接于所述封堵件远端的连接件，所述牵拉件用于带动所述封堵件的远端沿轴向移动，使得所述封堵件的轴向尺寸以及径向尺寸发生改变。

9.如权利要求2所述的消融封堵装置，其特征在于，所述第一导电组件包括连接在至少一第一导线远离所述消融件一端的第一连接器，所述第二导电组件包括连接在至少一第二导线远离所述外部消融信号源一端的第二连接器，所述第一连接器与所述第二连接器可插拔的连接，

所述第一连接器与所述第二连接器内设置若干导电线路以将所述第一导线与所述第二导线中的对应电信号导通。

10.如权利要求9所述的消融封堵装置，其特征在于，所述封堵件包括支撑骨架，所述支撑骨架包括沿轴向贯穿两端的中心通道，所述第一连接器沿所述封堵件的轴向开设有第一通孔，所述第二连接器沿所述封堵件的轴向开设第二通孔，所述中心通道、所述第一通孔以及所述第二通孔连通形成一穿设通道。

11.如权利要求10所述的消融封堵装置，其特征在于，所述穿设通道用于穿设外部装置，所述外部装置的远端用于从所述封堵件的远端伸出；或者，

所述封堵件的远端包括连接件，所述消融封堵装置还包括活动地穿设于所述穿设通道内的牵拉件，所述牵拉件的远端可拆卸连接于所述封堵件远端的连接件；所述牵拉件用于带动所述封堵件的远端沿轴向移动，使得所述封堵件的轴向尺寸以及径向尺寸发生改变。

12.如权利要求1所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融能量为脉冲能量，所述消融件包括至少一对消融电极，每对所述消融电极包括正电极与负电极。

13.如权利要求12所述的消融封堵装置，其特征在于，所述正电极与所述负电极沿所述封堵件的周向交错排布。

14.如权利要求13所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融件在所述消融封堵装置的周向上围成至少一个环形。

15.如权利要求14所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融件在所述消融封堵装置的周向上围成多个环形，所述多个环形在所述消融封堵装置的轴向上间隔设置。

16.如权利要求14或15所述的消融封堵装置，其特征在于，所述消融件在每个环形中至少设置一对消融电极。

17.如权利要求1所述的消融封堵装置，其特征在于，所述封堵件上设置至少一层阻流膜。

18.如权利要求2所述的消融封堵装置，其特征在于，所述第一导线为其连接的对应消融电极的延长部分。

19.如权利要求2所述的消融封堵装置，其特征在于，所述第二导线为呈管状的导电管，所述导电管包括贯通其两端的空腔，每一所述导电管的远端活动连接对应的第一导线的近端，每一导电管的近端电连接所述外部消融信号源。

20.一种消融封堵系统，其特征在于，包括标测件以及如权利要求1-19任意一项所述的消融封堵装置，所述标测件的部分区段用于穿插于中空的封堵件中，所述标测件的远端从所述封堵件的远端露出，以采集左心耳组织中的电生理信号。

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