EA027111B1 - Система, устройство и способ абляции сосудистой стенки изнутри - Google Patents

Abstract

Настоящее изобретение относится к системам, устройствам и способам абляции стенки сосуда изнутри одной или нескольких легочных вен (PV), предпочтительно трансмуральной абляции и предпочтительно на уровне антрального отдела. Таким образом, одно или несколько имплантируемых устройств могут быть имплантированы в сосуды, а затем могут быть нагреты с помощью внешних средств обеспечения энергии.

Description

Изобретение относится к области воздействия на кровеносные сосуды путем абляции, точнее к лечению нарушений сердечного ритма, таких, как фибрилляция предсердий (АР). В частности, настоящее изобретение относится к системам, устройствам и способам абляции сосудистой стенки изнутри, точнее, к имплантируемым устройствам и абляции стенки одной или нескольких легочных вен (РУ) изнутри, предпочтительно трансмуральной абляции, предпочтительно на уровне устьев легочных вен.

Предшествующий уровень техники

Настоящее изобретение относится к системе одного или нескольких имплантируемых средств и устройства подачи энергии и способа применения системы и одного или нескольких устройств для воздействия на артериальные и венозные структуры.

Настоящее изобретение также относится к имплантируемым устройствам, системе имплантируемых устройств и внешнего средства подачи энергии, и способу установки в сосуд одного или нескольких имплантируемых устройств и последующего нагревания этих имплантируемых устройств, предпочтительно одновременного, для передачи тепла от имплантируемых устройств к внутренним слоям сосудистой стенки.

Систему, устройство и способ можно применять, например, для лечения предсердных аритмий, точнее фибрилляции предсердий (АР), точнее пароксизмальной, персистирующей и постоянной формы. Точнее, в данном изобретении описывается способ, позволяющий выполнять многократную деструкцию в сердце, точнее в предсердиях, точнее в левом и правом предсердии, точнее в антруме или устье легочных вен (РУ). Таким образом, общая концепция состоит в имплантации одного или нескольких устройств в легочные вены или другие сосуды, указанные имплантируемые устройства приводят в контакт с внутренней стенкой сосудов в позицию, считающуюся необходимой для того, чтобы абляцией получить изоляцию легочных вен (РУ1). В отличие от ранее опубликованных работ абляцию выполняют не сразу, а одно или несколько имплантируемых устройств можно нагреть до определенной температуры с помощью внешнего способа подачи энергии, которое пространственно разделено, то есть не соприкасается с имплантируемым устройством, и способно передать энергию дистанционно на имплантируемое устройство для повышения температуры области абляции имплантируемого устройства до температуры абляции. В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит область, которая сделана из материала, проявляющего свойство магнитного гистерезиса, и внешнее средство подачи энергии, способное создать переменное магнитное поле в области имплантированного устройства, и тем самым нагреть имплантируемое устройство благодаря феномену магнитного гистерезиса, Максимальная температура, которой может достичь имплантируемое устройство, ограничено температурой Кюри или Нееля использованного магнитного материала, выше которой эффект магнитного гистерезиса исчезает. Температуру Кюри или Нееля можно точно подобрать в соответствии с необходимой температурой абляции, например, изменяя состав используемого магнитного сплава. В другом варианте осуществления изобретения можно использовать немагнитный материал и использовать изоляционный материал для проведения достаточно контролируемого по температуре способа. В одном варианте осуществления изобретения нагревание имплантируемого устройства осуществляется с помощью джоулевского нагревания или прямого нагревания либо любой другой нагревающей системы.

Имплантируемое устройство в соответствии с изобретением можно вводить в полости сердца, как правые, так и левые, в легочные вены, но также при необходимости в артерии и вены вне сердца.

Устройства, системы и способы, описанные в данном документе, могут применяться также на трупах человека и животных или на моделях человеческих или животных тел, например, с целью обучения практическим навыкам и с образовательной целью, при этом нагревание имплантируемых устройств оставляет знаки абляции на внутренней стенке сосудов, что может служить для проверки правильности подведения и установления имплантируемых устройств и достаточности проведённой абляции.

Настоящий текст сфокусирован на описании применения устройства внутри сердца, как в его правых, так и в левых отделах, а также в легочных венах,

Специалисты в данной области медицины должны будут приспособить устройство, систему и способ, придать им специфические свойства, компоненты или этапы для применения в других областях.

Человек постоянно находится под угрозой многочисленных заболеваний, которые со временем изменяются. Медицина постоянно нуждается в обновлении и адаптации к этим изменениям. Несмотря на постоянное совершенствование лечения, заболевания сердца остаются наиболее частой причиной смерти и госпитализации в западном мире.

Фибрилляция предсердий, часто обозначаемая аббревиатурой АР, представляет собой нарушение ритма сердца, вызванное нерегулярной электрической активностью, за которой следует дезорганизация и неэффективность сердечных сокращений.

Больные с фибрилляцией предсердий жалуются на сердцебиение, повышенную утомляемость, значительное снижение качества жизни, усугубление сердечной недостаточности, нарушения мозгового кровообращения; у них находится много других симптомов и повышена смертность.

Распространенность и заболеваемость АР постепенно растут, принимая масштабы эпидемии.

Антиаритмическая терапия, назначаемая больным с АР, в настоящее время имеет два существенных

- 1 027111 недостатка: она неэффективна и/или вызывает непереносимые побочные эффекты.

Препараты, которые в настоящее время обычно применяют для профилактики и лечения фибрилляции предсердий, делят на две группы.

Первая группа препаратов состоит из так называемых препаратов I класса, бета-адреноблокаторов, дронедарона и соталола.

Эффективность этих препаратов довольно низкая и колеблется в пределах 20-40%. При лечении этими препаратами необходим тщательный мониторинг состояния больного, так как они сами по себе могут также вызвать опасные для жизни аритмии.

Вторая группа состоит только из одного препарата, а именно амиодарона, который является наиболее эффективным препаратом для лечения АВ.

Его эффективность может достигать 65%. Однако перечень побочных эффектов практически неограничен: тяжелые нарушения функции щитовидной железы, тяжелое поражение легких, необратимая пигментация кожи, ослабление зрения, возможное канцерогенное действие и т.д.

Недавно новый инвазивный способ лечения АВ, был предложен профессором На188адиегге и его сотрудниками из Бордо, обнаружившими, что легочные вены, которые часто обозначают РУ, оказываются местом включателя АР.

В последующие годы был разработан ряд способов изолирования устьев легочных вен как альтернатива фармакологической терапии АР.

Эти способы называются изоляцией легочных вен и часто обозначаются в литературе как РУ1.

Цель этих способов состоит в том, чтобы добиться электрической изоляции триггерных зон в РУ, с тем, чтобы не оставить электрической связи между РУ и левым предсердием.

Довольно скоро выяснилось, что оставление даже небольшого мостика, например, шириной 1 мм, от изолированных легочных вен, ведет к восстановлению электрической связи, следовательно, к провалу процедуры с рецидивом АР.

Электрофизиологические вмешательства - искусство лечения нарушений ритма сердца - выполняют с помощью высокотехнологичного оборудования для диагностики и вмешательства изнутри сердца.

В настоящее время можно успешно лечить практически все нарушения ритма сердца средством чрескожного вмешательства. К сожалению, безопасность и эффективность лечения пациентов с АР остаётся большой проблемой в электрофизиологии.

Существуют два типа операций, с помощью которых можно достичь РУ1. Первый тип включает технологии и устройства, разработанные для изоляции легочных вен точка за точкой так, чтобы линия не прерывалась и не остался мостик.

В большинстве случаев используют сочетание нефлюороскопической методики визуализации левого предсердия с впадающими в него РУ и катетера, способного подводить радиочастотную (КР) или криоэнергию.

Однако с помощью вмешательств первого типа не всегда гарантируется непрерывность линии деструкции. Это объясняется тем, что сила нажима на стенку предсердия кончиком электрода, количество энергии, передаваемой при абляции с кончика электрода на стенку, размеры абляционного пятна на стенке сосуда и т.п. невозможно полностью контролировать. Иногда оставление мышечного мостика даже шириной 1 мм может обусловить неудачный результат процедуры РУ1. В таких случаях необходимо повторно выполнить всю процедуру с присущим ей риском, дискомфортом и высокой стоимостью для больного.

Второй тип операций выполняют с помощью устройств, созданных для проведения РУ1 одним выстрелом, последовательно для каждой из четырех легочных вен.

Для этих вмешательств задуман целый набор катетеров: баллонные, подводящие криоэнергию, лазерную энергию, высокоинтенсивный сфокусированный пучок ультразвуковой энергии, термическую энергию, циркулярные катетеры, подводящие импульсную радиочастотную энергию, корзинчатые для радиочастотной энергии и т.д.

Операция РУ1 из экспериментальной превратилась в современное хирургическое вмешательство, которое возможно применять для лечения АР.

Непосредственный успех в случае пароксизмальной АР при благоприятных обстоятельствах достигается у 90% больных, а частота осложнений составляет 6%. Наиболее частым осложнением при изолировании легочных вен бывает тампонада сердца вследствие перфорации предсердия абляционным катетером.

С ним обычно удается справиться путем чрескожной пункции полости перикарда и эвакуации из нее крови, а если эта мера оказывается недостаточной, необходимо хирургическое вмешательство посредством торакотомии.

Особенно грозным, обычно смертельным осложнением является образование свища между пищеводом и левым предсердием.

За последние 10 лет катетерная абляция, применяемая для лечения больных с фибрилляцией предсердий, превратилась из первоначального подхода разобщения легочных вен и левого предсердия (далее обозначаемого ЬА) в месте их соединения, в более обширное вмешательство, выполняемое в основном,

- 2 027111 но не только, на миокарде левого предсердия и его нейровегетативной иннервации.

В настоящее время признается, что краеугольным камнем в большинстве случаев катетерной или хирургической абляции является электрическая изоляция РУ от левого предсердия (ЬЛ).

Несмотря на более или менее существенные различия между различными катетерными способами лечения, применяемыми в настоящее время во всем мире, результаты их во многом одинаковые: 50-90% успеха в зависимости от особенностей больных и типа ЛР (постоянная, длительная персистирующая, пароксизмальная АР).

Нередко возникает необходимость выполнения повторной абляции для улучшения результата лечения.

За последние годы время операции РУ1 значительно сократилось. Вначале операция РУ1 при тщательной деструкции точка за точкой занимала более 6 ч.

Новые способы визуализации позволили уменьшить длительность этой трудоемкой операции до 4-6 ч.

Абляция одним выстрелом также несколько сократила длительность операции, но все же требует 2-3 ч для ее выполнения.

Длительность флюороскопии, необходимой для выполнения операции, также уменьшилась, но все же составляет 20-40 мин.

Учитывая обременительность операции для больного, который должен лежать на операционном столе неподвижно в течение всего ее выполнения, во многих центрах мира РУ1 проводят под общим обезболиванием.

В остальных центрах придерживаются лишь седации при сохраненном сознании, то есть больному вводят несколько седативных препаратов, но не подавляя функцию мозга настолько, чтобы возникла необходимость в интубации трахеи и проведении искусственной вентиляции легких.

Необходимость в седации больного может вызвать ряд опасных побочных эффектов.

Прежде всего, следует учесть, что общее обезболивание всегда несет с собой определенный риск смерти. А достичь хорошей седации при сохраненном сознании трудно.

Если доза введенных препаратов недостаточна, то у больного усиливается чувство дискомфорта и ему труднее становится лежать неподвижно.

При передозировке седативных препаратов может потребоваться проведение общего обезболивания в процессе уже начатой операции; необходимость в таком обезболивании далеко не очевидна, и во многих случаях оно даже опасно,

Цель данного изобретения состоит в том, чтобы найти более приемлемый для больного способ, меньший по времени, более безопасный и по меньшей мере не уступающий по эффективности операции изолирования легочных вен.

В патенте США № 6632223 предложена система для лечения АР, состоящая из стента и катетера для его подведения к зоне выполнения вмешательства. Стент саморасправляющийся и после установления расправляется, располагаясь напротив нижней стенки легочной вены. Стент можно нагреть, пропуская через него электрический ток, подаваемый по проводам в катетере, который связан со стентом. Нагретый таким образом стент может вызвать циркулярную деструкцию стенки легочной вены. Абляция происходит, пока катетер физически связан со стентом. После абляции катетер можно удалить, а остающийся стент предупредит стенозирование вены. В рассматриваемом патенте не упоминается о возможности нагревания стента внешним источником энергии, то есть возможности нагревания стента, когда он уже не связан физически с катетером. В патенте не говорится также о возможности использования материалов, которые обладают магнитным гистерезисом по меньшей мере для части стента. Поэтому не легко контролировать температуру нагревания стента для выполнения абляции, фактически, энергия подведенная к стенту, должна тщательно контролироваться, так как она зависит от многочисленных факторов, таких, как сопротивление стента, сила и характер электрического тока, пропускаемого через провода, сопротивления этих проводов, качества термического контакта между стентом и сосудистой стенкой.

В заявке на патент США № 2005/0027306 разработано катетерное устройство для введения саморасправляющегося стента. Устройство имеет внутренний ствол и внешний ствол, подвижный относительно внутреннего. Саморасправляющийся стент установлен на внутреннем стволе рядом с его дистальным концом. Конический конец расположен на дистальном конце внутреннего ствола и образует гладкий переход от доставляющего устройства к проволочному проводнику. С помощью ручки специалист может расправить стент одной рукой. Сегменты стента могут быть в первой радиальной конфигурации для его подведения или стент может иметь многочисленные сегменты в первой радиальной конфигурации и множество вторых сегментов во второй радиальной позиции.

В заявке на патент США № 2005/0101946 предложен другой способ и система для лечения АР путем абляции легочных вен с помощью стента, который имеет резонансный контур. Стент можно имплантировать в том месте, где выполнена абляция, и затем активировать внешним средством подачи энергии, в частности, с помощью электромагнитного поля с резонирующей частотой резонансного контура стента. Заявка не раскрывает возможности использования материалов, которые проявляют магнитный гистерезис по меньшей мере для части стента, и для использования эффекта гистерезиса для активации стента. Таким образом, при этом способе нелегко контролировать температуру абляции стента. Энергию, подво- 3 027111 димую на стент, следует тщательно контролировать, так как она зависит от многочисленных факторов, и температура стента не контролируется, как например, электрическое сопротивление стента и резонансного контура стента, величина радиочастотного магнитного поля в месте установки стента, качества термического контакта между стентом и сосудистой стенкой.

В европейском патенте № 1036574 предложено устройство и способ нагревания имплантированного стента до определенной температуры с помощью внешнего средства подачи энергии. Стент можно нагреть за счет эффекта магнитного гистерезиса. Однако в этой патентной заявке температура регулируется внешней контролирующей системой, которая измеряет температуру стента с помощью, например, инфракрасной камеры, и соответственно изменяет энергию, подаваемую внешним устройством. Однако явно не указано, что эта система используется для абляции. Кроме того, температура контролируется с помощью внешней системой обратной связи, а не, например, свойствам материала стента. К тому же в Европейской заявке на патент ЕР 1036574 не говорится, что стент или имплантат могут стягивать, по меньшей мере, полную круговую полоску внутренней стенки сосуда.

В патенте США № 7235096 раскрыт имплантируемый стент для лечения поврежденной полости тела, содержащий трубчатый корпус, имеющий несколько взаимосвязанных микроотверстий, распределенных равномерно по всему корпусу тела вдоль всей его длины. Трубчатый корпус стента имеет несколько взаимосвязанных микроотверстий, распределенных по всему корпуса стента, по существу, равномерно вдоль всей длины корпуса стента; указанные несколько микроотверстий малы для того, чтобы способствовать организованному характеру роста проникающих клеток по всему корпусу стента, причем корпус стента во всем другом по существу свободен от отверстий большего размера, чем микроотверстия; и корпус стента выполнен из волокнистой трехмерной нетканой матрицы. В патенте также описана система стента, содержащая стент в отстоящем соседнем положении с источником энергии для чрескожной подачи энергии на стент, в результате чего температура стента увеличивается до температуры выше температуры тела (предпочтительно 38-49°С). Кроме того, в патенте описывается активный стент, дополнительно содержащий живые клетки, растущие во взаимосвязанных микроотверстиях. Также раскрыт способ измерения потока текучей среды через полости тела, включая имплантацию стента в полость тела, с проходящим через нее потоком текучей среды; подачу питания на стент транскутанно, чтобы повысить его температуру выше температуры тела; осуществление транскутанного мониторинга выходного сигнала от по меньшей мере одного из датчиков температуры при прекращении подачи питания, чтобы определить скорость охлаждения на каждом из по меньшей мере одного датчика, и получение скорости потока текучей среды через стент из скорости охлаждения по меньшей мере на одном датчике. Также раскрыт способ лечения трубчатого органа у субъекта, включающий содействие врастанию живых клеток в стент; и имплантацию стента в трубчатый орган субъекта как до, так и после содействия врастанию живых клеток, так чтобы лечить трубчатый орган, в результате чего корпус стента формируется из волокнистой трехмерной нетканой матрицы.

В патенте США № 7235096 температурой стента можно управлять с помощью, по меньшей мере, частично внешней системой управления. В этом случае датчик или датчики температуры передают измеренную температуру указанной внешней системе управления, которая затем управляет внешним источником энергии. Кроме того, в этом патенте температурой стента можно управлять путем использования материала с температурой Кюри, в результате чего нагрев стента происходит с помощью гистерезиса нагревания. Таким образом, температура стента ограничена температурой Кюри, поскольку механизм гистерезиса нагрева работает только при температуре ниже температуры Кюри. Оба механизма управления температурой, т.е. внешняя система управления и использование магнитных материалов имеют свои недостатки.

Механизм, содержащий внешнюю систему управления, приводит к необходимости иметь специализированный внешний источник энергии, специально адаптированный для получения температуры от датчика температуры. Кроме того, в такой системе источник энергии, который, в большинстве случаев, будет работающим в радиочастотным поле, по необходимости будет контролироваться по интенсивности и, возможно, также по частоте для того, чтобы имплантат поддерживался при требуемой температуре.

Механизм гистерезиса нагрева имеет ряд трудностей, особенно в поиске правильного сплава с оптимальной температурой Кюри. Поскольку эта оптимальная температура может быть разной от случая к случаю, для разных температур должен быть найден разный сплав.

Ощущается потребность в области улучшения устройств, систем и способов абляции, по существу, полной циркулярной полоски сосудистой стенки изнутри. Настоящее изобретение имеет своей целью разрешить, во всяком случае, некоторые из указанных ранее проблем, например, обеспечить выполнение, по существу, полной циркулярной абляции полоски сосудистой стенки изнутри сосуда, добиться выполнения абляции с помощью внешнего устройства подачи энергии, причем, если необходимо, несколько раз, затем, температура абляции находится под надёжным контролем и не зависит от плохо контролируемых факторов или от сложной системы мониторинга и т.п.

Настоящее изобретение пытается решить проблемы путем выполнения имплантата со встроенным средством управления температуры, в результате чего указанное средство управления способно поддер- 4 027111 живать температуру по меньшей мере части имплантата или ниже желаемой температуры. Настоящее изобретение также обеспечивает систему и способ для нагрева имплантата до желаемой максимальной температуры.

Сущность изобретения

В настоящем изобретении предлагается система из одного или нескольких имплантируемых устройств и устройства подачи энергии, имплантируемого устройства и способ использования этой системы и одного или нескольких устройств для воздействия на артерии и вены. В данном изобретении также предлагаются имплантируемые устройства, система имплантируемых устройств и внешнее средство подачи энергии и способ установления одного или нескольких имплантируемых устройств в сосуд и последующего нагревания этих имплантируемых устройств, предпочтительно одновременного, тем самым передающего тепло от имплантируемых устройств к внутренней стенке сосуда.

В первом приближении, настоящее изобретение предлагает систему для абляции по меньшей мере части сосудистой стенки изнутри, состоящую из самораспрямляющегося имплантируемого устройства, адаптированного для имплантации и распрямления в сосуде, причем указанный имплантат содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, указанная область абляции адаптирована для поверхностного контакта с сосудом и стягивает по меньшей мере существенно полную циркулярную полоску, что обеспечивает эффективную абляцию пути проведения импульса в стенке сосуда при подаче энергии на имплантат;

внешнее средство подачи энергии, которое пространственно отделено от имплантируемого устройства и способно передать энергию на имплантируемое устройство для повышения температуры области абляции имплантируемого устройства до температуры абляции.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения система состоит из более чем одного имплантируемого устройства, каждое из которых адаптировано к имплантации и раскрытию в одной или нескольких легочных вен.

Каждое из этих имплантируемых устройств можно адаптировать для имплантации и установления в просвете одной или нескольких легочных вен.

Как особенность предпочтительного варианта выполнения одно или несколько имплантируемых устройств системы содержит проксимальную часть, которая имеет один диаметр, и дистальной части, имеющей другой диаметр, который меньше первого, так что это достаточно для установки указанных имплантатов в один или несколько сосудов.

В предпочтительном варианте осуществления по меньшей мере часть одного или нескольких имплантируемых устройств системы сделана по меньшей мере из одного материала, проявляющего свойство магнитного гистерезиса, например ферромагнетика, ферримагнетика или антиферромагнетика. Кроме того, внешнее средство подачи энергии может создать переменное магнитное поле в позиции одного или нескольких имплантируемых устройств. В более предпочтительном варианте изобретения это переменное магнитное поле создается электрической катушкой, через которую пропускают переменный электрический ток.

В другом варианте осуществления изобретения система также содержит катетер, позволяющий доставлять и подводить одно или несколько имплантируемых устройств в желаемую позицию или вблизи от нее в одном или нескольких сосудах;

проводник, подходящий для последовательного проведения катетера с одним или несколькими имплантируемыми устройствами в желаемую позицию в одном или нескольких сосудах.

Во вторых, настоящее изобретение обеспечивает саморасправляющееся имплантируемое устройство, адаптированное для имплантации и расправления в сосуде; указанное имплантируемое устройство содержит область абляции вдоль по меньшей мере части длины, область абляции адаптирована для поверхностного контакта с сосудом и стягивает, по существу, полную циркулярную полоску сосудистой стенки, что обеспечивает эффективную абляцию пути проведения в сосуде при подаче энергии на имплантат; для этого указанная область абляции содержит по меньшей мере один материал, который обладает свойством магнитного гистерезиса, например ферромагнетик, ферримагнетик или антиферромагнетик.

В аналогичном аспекте, настоящее изобретение предлагает предпочтительно саморасправляющееся имплантируемое устройство, адаптированное для имплантации и раскрытия в сосуде, причем это имплантируемое устройство содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, область абляции приспособлена для поверхностного контакта с сосудом и стягивает, по существу, полную циркулярную или спиралевидную полоску сосудистой стенки, для эффективной абляции путей проведения импульса в стенке сосуда при подаче энергии на имплантат; для чего указанная область абляции содержит по меньшей мере один материал, проявляющий свойства магнитного гистерезиса, такой как ферромагнетик, ферримагнетик или антиферромагнетик.

В другом аналогичном аспекте настоящее изобретение обеспечивает имплантат, содержащий электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушки и реле с регулируемой температурой, который имеет замкнутое положение и разомкнутое положение. Указанное реле предпочтительно содержит биметаллический элемент и/или термистор, например, терморезистор РТС и/или ука- 5 027111 занное реле предпочтительно содержит датчик температуры и предпочтительно цифровой термостат, соединенный с указанным датчиком и с указанным реле для прерывания указанного реле и, таким образом, указанную электрическую цепь, когда указанный датчик измеряет заранее заданную температуру.

В предпочтительном варианте изобретения имплантируемое устройство адаптировано для имплантации и расправления в легочной вене. В более предпочтительном варианте изобретения указанная область абляции имплантируемого устройства адаптирована для поверхностного контакта с легочными венами и для стягивания, по меньшей мере, по существу полной циркулярной полоски для уверенной ρνι.

В особенно предпочтительном варианте осуществления изобретения часть имплантируемого устройства сделана из более чем одного материала, обладающего свойством магнитного гистерезиса, которые имеют различную температуру Кюри или Нееля.

В более предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство подходит для имплантации на длительное время. В другом предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство представляет собой биоразлагаемое имплантируемое устройство или имплантат, который исчезает, например в результате эвапорации после одной или нескольких абляций. Кроме того, имплантируемое устройство может содержать проксимальную часть, имеющую один диаметр и дистальную часть, имеющую другой диаметр, который меньше первого и который достаточен для того, чтобы поместить указанное имплантируемое устройство внутри сосуда. Имплантируемое устройство далее содержит якорное средство на проксимальной или дистальной части, или вблизи от них, указанного имплантируемого устройства, причем указанное якорное средство подходит для того, чтобы удерживать имплантируемое устройство в том же положении относительно внутренней стенки сосуда.

В предпочтительном варианте изобретения часть указанного имплантируемого устройства, которая может вступать в контакт с кровью больного после имплантации указанного имплантируемого устройства, термически изолирована от остальной части имплантированного устройства, так что кровь не нагревается и не перегревается при активации имплантируемого устройства. Такая часть может содержать адлюминальное покрытие или слой с высокими изоляционными характеристиками.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения указанный имплантат содержит термоактивное покрытие, имеющее температуру активации 35-37°С, так что температура тела будет триггером активации. В альтернативном предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантат содержит термоактивную оболочку, которая имеет температуру активации примерно 45°С, так что активация запускается лишь когда указанная область абляции нагревается указанным внешним устройством подачи энергии.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит центральную область материала с определенной температурой Кюри, окруженную другим материалом с термическими и/или эластическими свойствами, подходящими для имплантируемого устройства.

В варианте осуществления указанный имплантат содержит вещества, которые могут вызвать повреждение в виде локального некроза ткани и/или оказать нейротоксическое действие.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство имеет полости, которые заполнены одним или несколькими веществами и открываются при нагревании имплантата. В более предпочтительном варианте осуществления изобретения эти вещества смешивают перед высвобождением их в организме или сосудистой стенке, например для доставки в виде двухкомпонентного нейротоксина. В другом предпочтительном варианте осуществления изобретения эти вещества выбирают из перечисленных ниже веществ:

этанол;

тетродотоксин и батрахотоксин;

мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин или хефутоксин;

кальцисептин, тайкатоксин, кальциклудин или РйТхЗ;

ботулинотоксин;

цитохалазин Ό, рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел;

глутамат;

изохинолин;

Ы-метил-(К)-салсолинол; производные бета-карболина.

В другом аспекте настоящее изобретение снабжено системой, содержащая одно, два, три, четыре или несколько имплантируемых устройств, например 5, 6, 7, 8, 9 или 10 или больше имплантируемых устройств, в соответствии с настоящим изобретением. Эта система предпочтительно содержит внешнее средство подачи энергии, которое пространственно отделено от указанных имплантируемых устройств и может обеспечить энергией указанные имплантируемые устройства для повышения температуры области абляции имплантируемых устройств до температуры абляции, и/или катетер, с помощью которого можно доставить и высвободить одно или несколько имплантируемых устройств в желаемую позицию в одном или нескольких сосудах, и/или проволочный проводник, с помощью которого можно последовательно подводить катетер с одним или несколькими имплантатами к желаемым позициям в одном или

- 6 027111 нескольких сосудах. В предпочтительном варианте осуществления изобретения система содержит один, два, три или четыре имплантируемых устройства в соответствии с настоящим изобретением, каждое из которых адаптировано для соответствующей легочной вены.

В еще одном предпочтительном аспекте настоящее изобретение обеспечивает способ лечения больных с фибрилляцией предсердий путем изоляции легочных вен абляцией, по существу, полной циркулярной полосы на стенке одной или нескольких легочных вен изнутри, имеющий следующие этапы:

имплантация одного или нескольких имплантируемых устройств в одну или несколько легочных вен посредством катетера и проволочного проводника, причем каждое из указанных имплантируемых устройств содержит область абляции вдоль по крайней мере части их длины, при этом указанная область абляции адаптирована для поверхностного контакта с легочными венами, стягивает по меньшей мере по существу полную циркулярную полоску и обеспечивает эффективную абляцию пути проведения импульса в стенке легочных вен при подаче энергии на указанное имплантируемое устройство;

удаление катетера и проволочного проводника;

нагревание области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств с помощью внешнего средства подачи энергии, которое пространственно отделено от имплантируемого устройства.

В аналогичном объекте настоящее изобретение обеспечивает способ нагревания одного, двух или большего количества имплантируемых устройств, подходящих для имплантации в один, два или три сосуда, состоящий из следующих этапов:

установление имплантируемых устройств в указанные сосуды с помощью катетера и проволочного проводника, имплантируемые устройства имеют область абляции по меньшей мере вдоль части их длины, а указанная область абляции стягивает, по меньшей мере, по существу, полную циркулярную или, по существу, спиралевидную полоску, что обеспечивает эффективную абляцию пути проведения импульса в стенке сосуда при подаче энергии на указанные имплантируемые устройства;

удаление катетера и проволочного проводника;

нагревание области абляции указанных имплантируемых устройств внешним средством подачи энергии, которое пространственно отделено от указанных имплантируемых устройств, нагревание которых происходит одновременно после удаления катетера с проводником.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения отмечался восстановительный период перед нагреванием области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств внешним средством подачи энергии. Этот восстановительный период можно сделать достаточно длительным, чтобы одно или несколько имплантируемых устройств погрузились в сосудистую стенку или покрылись эндотелием.

В одном особенно предпочтительном варианте осуществления способа этап нагревания области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств внешним средством подачи энергии, отделенным пространственно от имплантируемого устройства, выполняют более одного раза, причем интервалы между нагреваниями при необходимости могут быть различной длины, такой, как считается необходимым.

В более предпочтительном варианте осуществления изобретения одно или несколько имплантируемых устройств использовано, как было описано в настоящем документе.

В еще более предпочтительном варианте осуществления изобретения система изобретения использована, как описано в данном документе.

Краткое описание чертежей

Фиг. 1-5 и 9-11 схематически представляют различные варианты выполнения имплантатов для воздействия на артериальные или венозные структуры в соответствии с изобретением.

Фиг. 6-8 - схематическое изображение деталей части имплантата по изобретению.

Фиг. 12 схематически показывает вариант выполнения катетера с проводником и имплантируемого устройства.

Фиг. 13 - схематическое изображение способа катетеризации, проводимого для подведения одного или нескольких имплантируемых устройств в РУ.

Фиг. 14 схематически показывает вариант выполнения внешнего средства подачи энергии, которое можно использовать для лечения больного.

Фиг. 15 - схематическое изображение имплантируемого устройства, введенного в легочную вену.

Фиг. 16 - петля магнитного гистерезиса для ферромагнетика: Н - интенсивность магнитного поля, М магнитный момент образца, Н_с - коэрцитивное поле, М_г - остаточный магнитный момент, М₃ - магнитный момент насыщения. Непредельная петля гистерезиса показана пунктирной линией. Схематически показана доменная структура образца для некоторых точек петли.

Фиг. 17 - типичная температурная зависимость гистерезисной петли магнитного материала, имеющего температуру Кюри или Нееля 140°С.

Фиг. 18 показывает вариант имплантируемого устройства, имеющего форму песочных часов, в котором вблизи середины, где диаметр уменьшается, прикреплен ряд нагревательных колец вокруг суженной части имплантата.

Фиг. 19 показывает вариант осуществления, в котором имплант содержит плавкий предохранитель,

- 7 027111 благодаря которому генерируемые токи прерываются. На фиг. 19а детальнее показан плавкий предохранитель.

При другой конфигурации, как показано на фиг. 20, металлический имплантат может быть собран из сплавов с памятью формы. Детали при включенном и выключенном положении реле или плавкого предохранителя показаны соответственно на фиг. 20а и 20Ь.

При другой конфигурации, как показано на фиг. 21 и деталях на фиг. 21а, имплантат состоит из двух разных материалов.

Вариант выполнения имплантата, имеющего протяженное покрытие вокруг имплантата, но исключительно на адлюминальной его стороне, показан на фиг. 22.

Фиг. 23 иллюстрирует концепцию настоящего изобретения посредством того, что устройство имплантата снабжено встроенным тепловым реле.

Фиг. 24 иллюстрирует размеры имплантата в расправленном состоянии в сосуде.

Фиг. 25А-С иллюстрируют различные варианты выполнения настоящего изобретения, при этом форма и абсолютные и соответствующие размеры катушек могут отличаться между различными вариантами выполнения.

Фиг. 26 показывает, что тепло в основном сосредоточено вблизи обмотки, но не исключено, что и внешняя сторона сосуда может быть нагрета до повышенной температуры.

Другие варианты, включающие, например, РТС или реле термистора, показаны на фиг. 27а-Ь для, по существу, цилиндрических имплантатов.

Преобразователь переменного тока может быть частью более крупной электронной схемы, которая может быть прикреплена к печатной плате и соединена с катушками, как показано на фиг. 28.

Фиг. 29а-б иллюстрируют электронные схемы, которые могут быть использованы в вариантах выполнения имплантата в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг. 30А-34 иллюстрируют варианты выполнения внешних обеспечивающих энергию средств, которые могут быть использованы в системе или способе по настоящему изобретению для обеспечения энергии для имплантата путем обеспечения изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения имплантата.

Подробное описание изобретения

Настоящее изобретение относится к системе из одного или нескольких имплантируемых устройств и устройства подачи энергии, имплантируемого устройства и способа применения системы и одного или нескольких устройств для воздействия на артериальные и венозные структуры. Настоящее изобретение также относится к имплантируемым устройствам, системе имплантируемых устройств, внешнего средства подачи энергии средства и способа установки одного или нескольких имплантируемых устройств в сосуд и последующего нагревания этих имплантируемых устройств, предпочтительно одновременного, и, таким образом, передаче тепла от имплантируемых устройств к внутренней стенке сосудов.

Если не оговорено, иначе, все термины, использованные в описании данного изобретения, включая технические и научные термины, имеют значение, принятое в данной области техники, к которой относится изобретение. Как средство дальнейшего руководства, включены определения терминов для лучшего восприятия изучения настоящего изобретения.

Термины, которые были использованы при описании данного изобретения, имеют следующее значение:

Признак, употребленный в единственном числе в равной степени касается и множественного числа. Например, отделение означает одно или несколько отделений.

Слово около или приблизительно, использованное в отношении количественной величины, например параметра, количества, временного интервала и т.п., означает диапазон отклонений, достигающий 20% или менее, предпочтительно +/- 10% или менее, более предпочтительно +/- 5% или менее, даже более предпочтительно +/- 1% или менее и еще более предпочтительно +/- 0,1% или даже меньше этих колебаний, в меру целесообразности этих отклонений в рамках настоящего изобретения. Однако подразумевается, что значение, на которое указывает модификатор около, известно точно.

Содержит, содержащий, использованные здесь, являются синонимами включает, включающий включают в себя неполный список терминов, определяющих присутствие того, что следует, например, компонентов, и не определяет присутствия или отсутствия дополнительных, неописанных компонентов, признаков, элементов, членов, этапов, известных в данной области или рассматриваемых здесь.

Указание области числовых значений конечными точками включает все числа и дроби, относимые к этой области, а также указанные точки.

Выражение весовой процент здесь и далее во всем описании изобретения, если не оговорено иначе, относится к относительному весу соответствующих компонентов, основанному на весе компонента в композиции.

Выражения имплант и имплантируемые устройства взаимозаменяемы в данной заявке. Имплантируемое устройство, в том виде, в каком оно используется в данном контексте, представляет собой искусственную трубку или трубовидное устройство, то есть устройство, имеющее циркулярную стенку и,

- 8 027111 по крайней мере, частично открытый конец с обеих сторон, причем указанная циркулярная стенка имеет или не имеет отверстия или дыры, указанная трубка или трубчатое устройство предназначено для установки в просвет сосуда в теле больного, например вены, или внутри сосуда трупа человека или животного или модели, тела человека или животного. В данном контексте термин имплантат или имплантируемое устройство не обязательно означают, что устройство будет установлено в сосуде, чтобы поддерживать его проходимость для тока жидкости, хотя это может быть одним из эффектов устройства. Имплантируемое устройство, однако, предназначено для помещения в фиксированную позицию относительно сосуда, не перемещаясь под действием тока жидкости внутри сосуда. При употреблении термина имплантируемое устройство подразумевается, что имплантат или имплантируемое устройство было имплантировано. В одном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство - это стент, подразумевается, что устройство оказывает предназначенное действие, поддерживая сосуд проходимым для тока жидкости после имплантации.

Термины катетер и оболочка используются взаимозаменяемо в данной заявке.

Термин направляющий провод используется в данной заявке для устройства, которое может быть управляемо направляться при введении в тело. В предпочтительном варианте выполнения это катетер, то есть направляющий катетер. В другом варианте выполнения он является сплошным и не имеет просвета.

Термин температура Кюри и температура Нееля означает температуру, выше которой материалы из ферромагнетиков, антиферромагнетиков и ферримагнетиков превращаются в пара- или диамагнетики, и применяются взаимозаменяемо.

Термины резистивный нагрев и джоулевый нагрев здесь и далее в этом тексте употребляются как синонимы и относятся к процессу, посредством которого при пропускании электрического тока через проводник выделяется тепло.

Термины тепловое реле и реле с регулируемой температурой здесь и далее в данном описании используются как синонимы и относятся к реле, способному замыкать или размыкать одну или нескольких электрических цепей, в зависимости от значения температуры. Эта температура может быть температурой в положении реле, или может быть температурой, полученной в другом положении. Конкретные варианты выполнения теплового реле представлены далее в данном тексте.

В первом варианте, настоящее изобретение обеспечивает систему для абляции по меньшей мере части сосудистой стенки изнутри сосуда, содержащую саморасправляющееся имплантируемое устройство, адаптированное для имплантации и расправляющееся в указанном сосуде;

указанное устройство содержит область абляции, составляющую по меньшей мере часть его длины, указанная область абляции адаптирована для поверхностного контакта с указанным сосудом и стягивает по меньшей мере, по существу, полную циркулярную полоску сосудистой стенки, что обеспечивает эффективную абляцию пути проведения импульса в стенке сосуда при подаче энергии на имплантат;

внешнее средство подачи энергии, которое отделено пространственно от имплантируемого устройства и служит для обеспечения энергией области абляции имплантируемого устройства для повышения температуры области абляции до температуры абляции.

Имплантируемое устройство является саморасправляющимся, например, будучи сделано из сплава с памятью формы, и имеет такую конфигурацию, которая позволяет ему расположиться напротив нижней стенки, например легочной вены. Имплантат может быть сделан в форме петли, спирали, спирали с уменьшающимся шагом или другой подходящей формы. Он может иметь якорные средства, например крючки или шипы вблизи концов, предпочтительно вблизи проксимального конца на стороне устья или вблизи дистального конца на стороне устья или глубже в сосуде при имплантации в РУ вблизи левого предсердия. Имплантируемое устройство может содержать область абляции, которая соприкасается с областью абляции сосудистой стенки. Предпочтительно, чтобы область абляции содержала, по существу, полную циркулярную полоску вокруг сосудистой стенки. Область абляции может содержать полную циркулярную полоску на внутренней стенке сосуда или область абляции может содержать полную циркулярную полоску по всей толщине сосудистой стенки. Под термином в основном понимается, что абляцию проводят так, что электрические импульсы, зарождающиеся на одной стороне области абляции, не достигают другой ее стороны, иными словами, путь импульса разрушен. Энергия может быть подведена к имплантируемому устройству внешними средствами посредством электромагнитного излучения, гистерезисного нагревания через переменное магнитное поле, прямой и непрямой индукции и джоулевого нагревания, акустической энергии, средством механовибрационной и химической энергии, термо/химической и механо/химической системы высвобождения энергии.

Одно из преимуществ настоящего изобретения перед известным уровнем техники состоит в том, что одно или несколько имплантируемых устройств можно нагревать одновременно, то есть доставка энергии имплантатам происходит в одно и тоже время и нет необходимости делать это последовательно. Это экономит время и увеличивает испытываемый больным комфорт. С помощью встроенного контроля температуры, то есть использования магнитных материалов с заданной температурой Кюри или использование надлежащего изоляционного материала в имплантате, позволяет избежать увеличения температуры имплантата при подаче дополнительной энергии.

Внешнее средство подачи энергии означает, что это средство пространственно отделено от им- 9 027111 плантируемого устройства, то есть между средством подачи энергии и имплантируемым устройством нет физической связи, или, более точно, средство подачи энергии находится полностью вне больного, и кожа больного остается интактной при подаче энергии.

Температуру области абляции устанавливают в соответствии с нуждами лечения. В зависимости от того, какая температура нужна для абляции, имплантируемое устройство конструируют таким образом, чтобы оно оказалось теплее в некоторых областях, по сравнению с другими; это достигается в результате подбора магнитных и электрических свойств материалов, из которых сделано имплантируемое устройство. В одном варианте осуществления изобретения часть имплантируемого устройства может быть термически изолирована от других частей имплантируемого устройства или от частей тела, или от жидкостей организма.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения система содержит более одного имплантируемого устройства, каждое из которых адаптировано для имплантации и раскрытия в одном или нескольких сосудах. Каждое из этих имплантируемых устройств можно адаптировать и раскрыть в одной или нескольких легочных вен.

Примерно у 60% больных четыре легочные вены раздельно впадают в левое предсердие. Однако у остальных больных две легочные вены впадают вместе, а у некоторых из пациентов имеется пятая легочная вена, впадающая в левое предсердие. Понятно, что одно или несколько имплантируемых устройств можно адаптировать ко всем этим венам и ко всем случаям более редких вариантов.

В особенно предпочтительном варианте осуществления изобретения одно или несколько имплантируемых устройств системы содержит проксимальную часть, которая имеет один диаметр, и дистальную часть, которая имеет другой диаметр, который меньше, чем первый диаметр и который достаточен для введения указанных имплантов в один или несколько сосудов.

Г лавным образом, имплантат, как было описано выше, можно использовать в основном для правых легочных вен, так как у этих вен диаметр в устье и в синусе разный.

В особенно предпочтительном варианте осуществления изобретения одно или несколько имплантируемых устройств системы имеет проксимальную часть с одним диаметром, дистальную - с другим, который больше или равен первому диаметру, что достаточно для того, чтобы обеспечить плотное прилегание указанных имплантатов в месте нахождения в одном или нескольких сосудах.

Главным образом для левых легочных вен можно использовать имплантат, описанный выше, так как левые легочные вены имеют примерно одинаковый диаметр устьев и синуса. В некоторых случаях диаметр дистальной части легочной вены бывает больше, чем диаметр проксимальной части.

Очевидно, особенности соединения легочных вен с левым предсердием зависят от конкретного больного. Форма устья и антрума могут иметь разную форму у каждой вены и у каждого больного. Но специалисту в данной области должно быть понятно, что проксимальную часть с большим диаметром надо установить вблизи антрума, в то время как дистальную, имеющую меньший диаметр, располагают вблизи устья или глубже в легочной вене. В тех случаях, когда имплантируемое устройство вводят в другой тип сосуда, понятно, что форму имплантированного устройства необходимо адаптировать к особенностям сосуда.

Для придания нужной формы и размеров имплантируемому устройству можно с помощью сканирующих методов, например КТ или МРТ, собрать данные по диаметрам сосуда на протяжении переходной зоны от устья до антрума. На основании полученных значений можно придать имплантируемому устройству нужную форму и размеры, например, для всех четырех легочных вен больного. И в этом случае измерение можно выполнить без хирургического вмешательства, таким образом, повысив комфорт больного и самочувствие, уменьшив медицинский риск успех. После определения размеров имплант можно изготовить так, чтобы он в наибольшей степени соответствовал сосуду или сосудам больного.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения, по меньшей мере часть одного или нескольких имплантируемых устройств системы сделана по меньшей мере из одного материала, обладающего свойством магнитного гистерезиса, например ферромагнетика, ферримагнетика или антиферромагнетика. Кроме того, внешнее средство подачи энергии может создать переменное магнитное поле в месте расположения одного или нескольких имплантируемых устройств. В более предпочтительном варианте осуществления изобретения это переменное магнитное поле создается электрической катушкой, через которую пропускают переменный электрический ток.

Магнитный гистерезис возникает в целом ряде материалов. Наиболее известные и наиболее применяемые это ферромагнетики, антиферромагнетики и ферримагнетики. Эти материалы имеют выраженные нелинейные магнитные свойства, то есть поле магнитной индукции не прямо пропорционально магнитному полю, создаваемому в материале. Однако все эти материалы утрачивают специфические магнитные свойства выше определенной температуры, называемой температурой Кюри или Нееля. Эта температура для каждого материала своя. Выше этой температуры ферромагнетики, антиферромагнетики и ферримагнетики становятся пара- и диамагнетиками и тем самым утрачивают нелинейные магнитные свойства. Нелинейные магнитные свойства ферромагнетиков, антиферромагнетиков и ферримагнетиков можно вывести из гистерезиса, наблюдаемого при воздействии переменным магнитным полем.

Магнитный гистерезис наблюдается в магнитных материалах, таких как ферромагнетики. Основное

- 10 027111 свойство ферромагнетиков - наличие спонтанной намагниченности. Ферромагнетик обычно намагничен не однородно, а разделяется на домены - области однородной спонтанной намагниченности, в которых уровень намагниченности (магнитный момент на единицу объема) идентичен, а направления разные. Под воздействием внешнего магнитного поля количество и размер доменов, намагниченных вдоль магнитного поля, увеличивается за счет других доменов. Кроме того, магнитные моменты некоторых доменов могут поворачиваться в направлении поля. В результате магнитный момент образца возрастает.

Зависимость магнитного момента М образца ферромагнетика от интенсивности Н внешнего магнитного поля (кривая намагниченности) показана на фиг. 16. В достаточно сильном магнитном поле образец намагничивают до насыщения (то есть до момента, когда, несмотря на дальнейшее повышение напряженности магнитного поля, значение М не изменяется, что соответствует точке А). Тогда образец состоит из одного домена с магнитным моментом насыщения М₈, ориентированным вдоль силовых линий поля. При снижении интенсивности Н наружного магнитного поля магнитный момент М образца снижается в соответствии с наклоном кривой 1 в первую очередь из-за появления и роста доменов, магнитный момент которых ориентирован поперёк поля. Увеличение домена происходит за счет смещения стенок домена. Этому смещению препятствует существование в образце различных дефектов (например, наличие примесей или неоднородностей), которые укрепляют стенки домена в некоторых точках; для смещения их необходимо воздействовать очень сильным магнитным полем. Поэтому, когда напряженность магнитного поля Н падает до нуля, так называемый остаточный магнитный момент М_г (точка В) сохраняется. Образец может быть размагничен лишь в очень сильном магнитном поле с противоположно направленным вектором Н_с, которое называют коэрцитивным полем (коэрцитивной силой) (точка С). При дальнейшем увеличении силы магнитного поля противоположной направленности образец вновь намагничивается до плато насыщения (точка В) вдоль силовых линий поля. Магнитная реверсия (от точки Ό до точки А) происходит в соответствии с кривой II. Таким образом, когда магнитное поле циклически изменяется, кривая, характеризующая изменение магнитного момента образца, образует петлю магнитного гистерезиса. При циклическом изменении поля Н в диапазоне, в котором намагниченность не достигает насыщения, появляется непредельная петля гистерезиса (кривая III). При уменьшении степени изменения напряженности магнитного поля Н до нуля, образец можно полностью размагнитить (может быть достигнута точка О). Намагничивание образца от точки О происходит вдоль кривой IV.

При магнитном гистерезисе различным значениям магнитного момента М соответствуют значения интенсивности Н внешнего магнитного поля. Не единственность обусловлена влиянием состояниями образца, предшествовавшими данному состоянию (то есть магнитной предыстории образца).

Форма и размеры петли магнитного гистерезиса и величина Нс в различных ферромагнетиках могут колебаться в широких пределах. Например, в чистом железе Н_с = 1 эрстед, а в сплаве магнико Н_с = 580 эрстед. На петлю магнитного гистерезиса сильно влияет обработка материала, в процессе которой количество дефектов меняется. Площадь петли магнитного гистерезиса равна энергии, потерянной в образце за один цикл изменения поля. Это количество энергии также пропорционально общему объему ферромагнитного материала в образце. Энергия в конечном итоге расходуется на нагревание образца. Эта потеря энергии называется гистерезисными потерями. В тех случаях, когда потери на гистерезис нежелательны (например, в сердечнике трансформаторов и в статорах и роторах электрических двигателей), используют мягкие магнитные материалы с низким значением Н_с и небольшой петлей гистерезиса. С другой стороны, для производства постоянных магнитов требуются жесткие магнитные материалы с высоким значением Н_с.

При повышении частоты переменного магнитного поля (количество реверсивных циклов в единицу времени), к гистерезисным потерям прибавляются другие потери, связанные с возникновением вихревых токов и магнитной вязкости. При высоких частотах петля гистерезиса соответственно увеличивается. Такую петлю иногда называют динамической петлей, в отличие от статической петли, описанной выше.

Многие другие свойства ферромагнетиков, например электрическое сопротивление и механическая деформация, зависят от магнитного момента. Изменение магнитного момента вызывает также изменение этих свойств: например, появляется гальваномагнитный и магнитостриктивный гистерезисы.

Петля гистерезиса зависит от температуры. На фиг. 17 типичная кривая зависимости температуры от петли гистерезиса магнитного материала с температурой Кюри или Неля, равной 140°С. Отметим, что показана только температурная зависимость формы, на осях не обозначены единицы измерения, фигура приведена лишь с иллюстративной целью. Показано, что петля гистерезиса меняет свою форму при изменении температуры, становясь уже и заостряясь и, наконец, исчезает при температуре Кюри или температуре Нееля. Далее при этой температуре материалы становятся пара- или диамагнетиками и нагревающих потерь из-за гистерезиса не наблюдается. Это означает, что материал больше не нагревается, по меньшей мере, благодаря эффекту гистерезиса, и остаётся при температуре Кюри или Нееля (В дальнейшем два эти понятия: температура Кюри и температура Нееля будут использоваться взаимозаменяемо). Следует отметить, что нагревание может происходить и вследствие других эффектов, в частности прямой и непрямой индукции, но эти эффекты пренебрежимо малы в рассматриваемом случае, особенно если сравнить их с колоссальной нагревающей способностью эффекта гистерезиса.

Теперь специалисту в данной области должно быть понятно, что когда область абляции импланти- 11 027111 руемого устройства содержит материал с температурой Кюри, равной, например, 40°С, имплантат нагреется только до этой температуры и не более, при воздействии переменным магнитным полем, например внешним средством подачи энергии системы, разработанной в настоящем изобретении. Если температуру абляции надо довести до 42 или 45°С, магнитный материал, использованный в имплантате, можно заменить на другой, у которого температура Кюри равна соответственно 42 или 45°С. Этого можно добиться, изменив состав сплава магнитного материала. Температуру Кюри магнитного материала может быть рассчитана очень точно при конструировании.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения магнитный материал, использованный в имплантируемом устройстве, представляет собой комбинацию или сплав следующих материалов: МпАк; Οά; Οά, покрытый тонким слоем Ре; сплав Νί-Ре, содержащий примерно 29,5 атомных процентов Νί, который медленно охлаждается от температуры 1000°С, сплав Νί-Ре, содержащий 30 атомных процентов Νί, Сг, СоО, 2иРе₂О₄ - любого магнитного материала с точкой Кюри или Нееля выше 10, 20, 25, 30, 35, 40°С и/или ниже 75, 70, 65, 60, 55, 50, 45, 40°С.

Температура Кюри или Нееля сплавов или композитных материалов существенно зависит от того, каким образом получают эти материалы. Особенно важна процедура отжига. Для получения искомого материала можно воспользоваться и другими способами изменения температуры Кюри, например, воздействием ионизирующим излучением. Можно использовать любой магнитный материал, сплав, бинарный сплав, трехкомпонентный или четырехкомпонентный сплав с желаемой температурой Кюри или Нееля, которая приводится в стандартных справочных руководствах, например в базе данных ЛандольтаБорнстейна.

В другом варианте осуществления изобретения система содержит также катетер, пригодный для подведения и освобождения одного или нескольких имплантируемых устройств в нужную позицию в искомом сосуде или сосудах;

проводник, с помощью которого можно последовательно ввести катетер с одним или несколькими имплантами в нужную позицию в одном или нескольких сосудах.

Катетер в данном варианте осуществления изобретения включает систему имплантируемых устройств, способную подвести одно или несколько имплантируемых устройств, как описано в тексте. Вариант выполнения такого катетера с системой подведения и проводником показан на фиг. 12.

Во втором варианте настоящего изобретения предлагается саморасправляющееся имплантируемое устройство, адаптированное для имплантации и расправления в сосуде; этот имплант содержит область абляции вдоль по меньшей мере части длины, область абляции адаптирована для поверхностного контакта с сосудом и стягивает по существу полную циркулярную полоску сосудистой стенки, что обеспечивает эффективную абляцию пути проведения импульса в стенке сосуда при подаче энергии на имплантат; указанная область абляции содержит по меньшей мере один материал, обладающий свойством магнитного гистерезиса, например ферромагнетик, ферримагнетик или антиферромагнетик.

Предпочтительно, чтобы указанный материал содержал ферромагнитную жидкость, то есть ферромагнитные, ферримагнитные или антиферромагнитные частицы, взвешенные в теплопроводящей жидкости, при этом предпочтительно, чтобы указанный материал содержался в указанном имплантируемом устройстве. В более предпочтительном варианте осуществления изобретения указанное имплантируемое устройство содержит одну или несколько герметичных полостей, содержащую указанные ферромагнитные, ферримагнитные и/или антиферромагнитные частицы в указанной теплопроводящей жидкости. В еще более предпочтительном варианте осуществления изобретения указанные частицы содержат любой из следующих материалов или любую их комбинацию: 8гРе₁₂О₁₉, Ме,-2\У. Ме_а-2У и Ме_а-22, в которых 2\ν является ВаО : 2 Ме_аО : 8 Ре₂О₃, 2Υ является 2 (Ва : Ме_аО : 3 Ре₂О₃), а 2Ζ является 3 ВаО : 2 Ме_аО : 12 Ре₂О₃ и в которых Ме_а является двухвалентным катионом, и в которых двухвалентный катион предпочтительно выбирают из Мд, Со, Мп и Ζη, и/или 1 МеьО : 1 Ре₂О₃, где МеьО представляет собой оксид переходного металла, выбранного из Νί, Со, Мп и Ζη и/или сплавов металлов, таких, как Еао,₈8г_0>2МпО₃, Υ₃Ре5_-xМ_xО1₂, где М - это А1 или Οά и 0 < х < 2 и/или сплавы металлов в любой комбинации из Ρά, Со, Νί, Ре, Си, А1 и δί и/или сплавы металлов в любой комбинации из Οά, ТЕ, Оу, Но, Ег и Тт с любой комбинацией из Νί, Со и Ре и/или сплавов металлов КМп₂х, где К - редкоземельный элемент, такой как Ьа, Се, Рг или ΝΕ и Х-Ое или δί. Особенно предпочтителен любой из следующих сплавов или их комбинаций: №Си с 28% или 29,6% Νί, ΝίΡά, РдСо с 6,15% Ρά, Νίδί с 4% Νί, (№^пО)Ре₂О₃, Ьас ₈δΐ’ ,₂МпО_х, Υ^^ΑΙ,Ρη с 1,0<х<1,7. Частицы могут быть любого размера, предпочтительно длиннее 10 нм, более предпочтительно длиннее 20 нм в наибольшем измерении и менее 500 мкм, предпочтительно меньше 100 мкм в наибольшем измерении. В некоторых вариантах осуществления изобретения указанные частицы имеют размер меньше 1 мкм, предпочтительно длиннее 20 мкм в наибольшем измерении. Предпочтительно указанная жидкость, в которой взвешены указанные частицы, имеет большую теплопроводность. В другом предпочтительном варианте изобретения указанная жидкость имеет большую теплоемкость. В другом предпочтительном осуществлении указанная жидкость имеет низкую теплоёмкость. Какие магнитные материалы и их комбинации и в каком количестве используют для приготовления частиц, и какие жидкости, зависит от температуры, до которой желательно нагреть ткань, например, чтобы вызвать абляцию пол- 12 027111 ной циркулярной полоски внутренней стенки легочной вены. В предпочтительном варианте осуществления изобретения указанные магнитные материалы имеют температуру Кюри или Нееля, равную 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48, 49, 50, 51, 52, 53, 54, 55°С или любое промежуточное значение или любое сочетание их, предпочтительно, чтобы указанная температура Кюри или Нееля была меньше 75°С, более предпочтительно, чтобы меньше 70°С, даже более предпочтительно, чтобы меньше 65°С, еще более предпочтительно, чтобы меньше 62°С, еще более предпочтительно, чтобы меньше 59°С и еще более предпочтительно, чтобы меньше 57°С и даже еще более предпочтительно, чтобы меньше 55°С.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство адаптировано для имплантации и раскрытия в легочной вене.

В особенно предпочтительном варианте осуществления изобретения части имплантируемого устройства сделаны более чем из одного материала, которые проявляют магнитный гистерезис и имеют разную температуру Кюри или Нееля.

Разный уровень температуры вызывает различную степень повреждения ткани, которое зависит также от того, из каких материалов сделана область абляции имплантируемого устройства. Термически изолируя части имплантируемого устройства, которые состоят из материалов с разными температурами Кюри, можно выполнить градацию температуры абляции вдоль имплантируемого устройства. Кроме того, части, содержащие материал с более высокой теплоемкостью, будут нагреваться медленнее, но будут оставаться нагретыми более длительное время. Задавать характеристики абляции можно при конструировании имплантируемого устройства, путём подбора материалов с необходимыми магнитными и температурными свойствами, используемых в импланте.

В более предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство пригодно для длительного периода имплантации. В другом варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство сделано из саморассасывающегося биоматериала или исчезает, например, в результате эвапорации после одной или нескольких абляций. В предпочтительном варианте осуществления изобретения проксимальная часть имплантируемого устройства имеет один диаметр, а дистальная часть другой, который меньше, чем первый, и достаточный для того, чтобы указанный имплантат можно было установить в сосуде. Имплантируемое устройство может также содержать и средства якорной фиксации на своем проксимальном или дистальном участке или вблизи него, при этом указанное средство приспособлено для удержания устройства в одной и той же позиции или вблизи нее относительно внутренней стенки сосуда. Средства якорной фиксации могут состоять из крючков или шипов либо других какихлибо приспособлений, известных специалистам и позволяющих удержать имплантируемое устройство в желаемой позиции.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит упругоэластическое тело, содержащее снаружи триггерные участки, обеспечивающие заякоривание. Это тело можно сделать в основном из проволоки; и может в расправленном состоянии обеспечивать трубчатую форму, и/или несколько сплющено и имеет овальное или приближающееся к овальному сечение в большинстве позиций вдоль длинной оси, что допускает его введение в антрум легочной вены. Указанное тело может также иметь от двух до пяти циркулярно закрученных проволок, первая, большая циркулярная или овальная проволока, следующие за ней циркулярные или овальные проволоки с постепенно уменьшающимся диаметром, располагающиеся на определенном расстоянии друг от друга, по меньшей мере, когда тело находится в расправленном или не сжатом положении. Тело может быть сделано в виде плетенки из металлической проволоки (которая имеет многочисленные переплетения, перекрещивания и/или слои), которая обеспечивает многочисленные соединения с сосудистой стенкой в сердце, точнее предсердиях, еще точнее левом и правом предсердии, более точно в антруме или устье легочных вен. Тело может иметь форму спирально закрученной проволоки, причем диаметр спирали постепенно уменьшается вдоль ее продольной оси. Витки имплантируемого устройства могут быть взаимно связаны мостиками, которые после выхода устройства из катетера удерживают их в положении, обеспечивающем плотный циркулярный контакт, например, с антрумом или устьем легочных вен. Тело может иметь продольные выступающие металлические ребра, которые также связаны между собой, и в совокупности при расправлении образует металлическую клетку. Имплантируемое устройство можно характеризовать наибольшим расстоянием между двумя точками овальных или круглых проволочных витков тела, в диапазоне от 3 до 30 мм, точнее от 5 до 20 мм, еще точнее от 9 до 13 мм, если его имплантировать в устье легочной вены. Имплантируемое устройство, можно характеризовать наибольшим расстоянием между двумя точками овальных или круглых проволочных витков тела, колеблющимся в диапазоне от 5 до 50 мм, точнее от 8 до 40 мм, еще точнее от 10 до 30 мм, если его вводить в антрум. Тело имплантируемого устройства можно выполнить в основном из одного или нескольких металлических сплавов. Тело имплантируемого устройства может содержать части, которые запускаются с помощью внешнего средства силового поля или комбинации силовых полей, выбираемых из электромагнитного излучения, прямой и непрямой индукции, акустической энергии, механической вибрации, нагревания и/или других характеристик имплантируемого устройства или его частей. Некоторые из материалов, используемых в имплантируемом устройстве, могут быть материалами, которые реагируют на внешнее воздействие, например, нагреваются в ответ на воздействие

- 13 027111 приложенного переменного магнитного поля. Энергию на имплантируемое устройство можно подать с помощью внешнего средства электромагнитным излучением, гистерезисным нагреванием за счет переменного магнитного поля, прямой или непрямой индукцией и путем джоулевого нагревания, за счет средства акустической, вибрационно-механической и химической энергии, за счет системы термохимического и механико-химического высвобождения. Тело может содержать части, сделанные из металлических сплавов, выбираемых с учетом ферромагнитных свойств и/или коэффициентов поглощения и специфически отвечающих на переменные магнитные поля. Части тела имплантируемого устройства можно защитить одним или несколькими покрытиями с различными свойствами. Проволока или проволоки либо другие части тела имплантируемого устройства содержат различные покрытия, выполненные из различных сплавов и/или различных материалов. Имплантируемое устройство характеризуется и тем, что различные покрытия или слои по-разному взаимодействуют с внешним энергетическим полем, например, с внешним приложенным переменным магнитным полем. Имплантируемое устройство можно выполнить с адлюминальным покрытием или слоем с высокими изоляционными характеристиками. Тело имплантируемого устройства можно сделать саморасправляющимся, благодаря упругим свойствам использованных материалов, и особенности его геометрии, а степень расправления тела ограничена, если оно встречает противодействие давлением, примерно равным 10-40, предпочтительнее 20-30, более предпочтительно 22-28 и даже более предпочтительно около 25 мм рт.ст., которое необходимо для изменения анатомии левого предсердия. Имплантируемое устройство может отличаться тем, что содержит токсические вещества, которые выделяются только после введения его в легочную вену или ее антрум, например, после приложения внешнего энергетического поля; эти токсические вещества вызывают повреждение в виде локального некроза и оказывают нейротоксическое действие. Эти токсические вещества включают этанол, тетродотоксин и батрахотоксин, мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин и хефутоксин, кальцисептин, тайкатоксин, кальциклудин и РйТхЗ, ботулинотоксин, цитохалазин Ό), рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел, глутамат, изохинолин, Ы-метил-(К)-сальсолинол, производные бета-карболина, но не только. Имплантируемое устройство можно снабдить микропорами, содержащими вещества, которые высвобождаются при воздействии энергетическим полем. Имплантируемое устройство можно сделать с термоактивным покрытием, которое активируется только при температуре выше 35°С, так что температура тела служит триггером активации. Имплантируемое устройство можно сделать с термоактивным покрытием, которое активируется лишь при температуре более 45°С, так что приложенное внешнее энергетическое поле вызовет активацию. Имплантируемое устройство может быть снабжено средствами якорной фиксации, имеющими преимущественно удлиненную форму, и расправляющие силы в сочетании с проволочными структурами позволяют им частично внедряться или вдавливаться в стенку сердца, точнее, в предсердия, точнее, в левое и правое предсердия, точнее антрум или устье легочных вен. Эти средства якорной фиксации могут также содержать крючки или шипы или подобные структуры, которые могут располагаться на направленных наружу частях имплантируемого устройства.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения указанное имплантируемое устройство содержит полости, заполненные одним или несколькими веществами, и открываются, когда имплантируемое устройство нагревают и/или когда имплант достигает температуры тела, и/или указанное имплантируемое устройство содержит покрытия, включающие одно или несколько веществ.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство по данному изобретению имеет максимальную и минимальную окружность, причем указанное отношение меньше 10, предпочтительно меньше 9, более предпочтительно меньше 8, даже более предпочтительно меньше 7 и еще более предпочтительно меньше 6, но больше, чем 1,1, предпочтительно больше чем 1,5, более предпочтительно больше чем 2, даже более предпочтительно, чем 2,5, еще более предпочтительно больше, чем 3. В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит окружность, изменяющуюся вдоль своей длинной оси, при этом длина окружности изменяется по меньшей мере от 20 мм, предпочтительно по меньшей мере 25 мм, более предпочтительно по меньшей мере 30 мм, и даже более предпочтительно 36 мм, и еще более предпочтительно по меньшей мере 42 мм, еще более предпочтительно по меньшей мере 48 мм, и не более 375 мм, более предпочтительно не более 350 мм, даже более предпочтительно не более 325 мм, еще предпочтительнее не более 300 мм, еще предпочтительнее не более 275 мм, еще предпочтительнее не более 250 мм. Такое соотношение или размеры необходимы для того, чтобы область абляции гарантированно стягивала циркулярную полоску на внутренней стенке сосуда, в частности, в антруме или вблизи антрума указанного сосуда, особенно если этот сосуд - легочная вена.

В особенно предпочтительном варианте осуществления изобретения указанная окружность может составлять не более 200%, предпочтительно не более 190%, предпочтительнее не более 180%, даже предпочтительнее не более 170%, еще предпочтительнее не более 160%), еще предпочтительнее не более 150% исходного диаметра сосуда, для которого имплантируемое устройство адаптировано, например, легочной вены или антрума легочной вены, или почечной артерии и т.п., когда саморасправляющееся имплантируемое устройство находится в расправленном состоянии.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит

- 14 027111 наружную поверхность, содержащую зигзагообразный, тканый или плетеный материал, тянутые трубки, эксцентрично тянутые трубки, полые стойки, полые стойки, наполненные жидкостью, или любую их комбинацию.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство по настоящему изобретению содержит, по существу, цилиндрическую форму и предпочтительно имеет диаметр, который по меньшей мере равен 2 мм, предпочтительно по меньшей мере 3 мм, более предпочтительно по меньшей мере 4 мм, даже более предпочтительно по меньшей мере 5 мм, еще более предпочтительно по меньшей мере 6 мм и не более 20 мм, предпочтительно не более 16 мм, предпочтительнее не более 13 мм, даже предпочтительнее не более 10 мм и еще предпочтительнее не более 9 мм. Такая форма и размеры могут понадобиться для того, чтобы стягивать циркулярную или спиралевидную полоску на внутренней стенке сосуда, в частности, предпочтительно в цилиндрической части указанного сосуда.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство по данному изобретению содержит дистальную и проксимальную части, при этом указанная область абляции располагается в пределах 50%, предпочтительно в пределах 40%, более предпочтительно в пределах 30% всей длины имплантируемого устройства, считая от проксимальной части. В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство по настоящему изобретению содержит дистальную часть и проксимальную часть, при этом указанная область абляции располагается в пределах 25 мм, предпочтительно в пределах 20 мм, более предпочтительно в пределах 15 мм считая от проксимальной части. Если имплантируемое устройство расположено в легочной вене, например, для Ρνΐ, проксимальную часть стараются установить вблизи антрума, в то время как дистальную часть необходимо установить у устья. Расположение области абляции имплантируемого устройства ближе к проксимальной части, таким образом, более эффективно для достижения циркулярной абляции в антруме Ρν.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит дистальную часть и проксимальную часть и имеет якорное устройство, соединенное с областью абляции указанного имплантируемого устройства, это соединение обладает термоизолирующим свойством для профилактики перегревания указанного якорного устройства, предпочтительно указанное якорное устройство соединено с дистальной частью. Якорное устройство может содержать другой материал по сравнению с остальным имплантируемым устройством. В частности, якорное устройство может иметь другие термические характеристики, так как имеет иные размеры, форму и сделано из другого материала. Якорное устройство может быть соединено с дистальной частью имплантируемого устройства для оптимальной якорной фиксации, например, в устье Ρν. Термоизолирующее соединение может содержать термоизолирующий материал, а его форма и размеры могут усиливать термоизоляцию, например, ряд тонких полосок или проволок прикрепляют якорное устройство к области абляции.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения система для воздействия на артериальные и венозные структуры содержит имплантируемое устройство в соответствии с любым из вышеописанных вариантов осуществления изобретения, и устройство подачи энергии, предпочтительно сконструированное для расположения вне больного и применяемое после установления имплантируемого устройства, при этом подача энергии изменяет характеристики имплантируемого устройства с целью воздействия на артериальные и венозные структуры, вблизи которых оно установлено. Устройство подачи энергии для воздействия на артериальные и венозные структуры может быть сконструировано для использования вместе с имплантируемым устройством по любому из вариантов осуществления изобретения, описанных в данном тексте.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения часть имплантируемого устройства, которое приходит в соприкосновение с кровью больного, когда указанное имплантируемое устройство имплантировано, термически изолировано от остального имплантируемого устройства, так что кровь не нагревается и не перегревается во время подачи энергии на имплантируемое устройство. Такая часть может содержать адлюминальное покрытие или слой с высокими изолирующими характеристиками. Ясно, что нагревания крови следует по возможности избегать в интересах больного.

В другом варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит центральную область из материала с определенной температурой Кюри, окруженную другим материалом с термическими и/или упругими свойствами, подходящими для имплантируемого устройства. Кроме того, температурный профиль имплантируемого устройства можно конструировать. Понятно, что части имплантата, которые должны контактировать с сосудистой стенкой и вызывать повреждение при абляции, должны нагреваться значительно сильнее, чем другие части имплантата, которые находятся в соприкосновении с сосудом или кровью и не предназначены для деструкции, которые должны нагреваться насколько возможно меньше, чтобы не причинить вреда больному.

Еще в одном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство содержит полости, которые наполнены одним или несколькими веществами и которые открываются при нагревании импланта. В предпочтительном варианте осуществления изобретения эти вещества смешиваются перед выделением в организм или в сосудистую стенку, например, высвобождая двухкомпонентный нейротоксин. В более предпочтительном варианте осуществления изобретения эти вещества выбираются из перечисленных ниже веществ или содержат одно или несколько из перечисленных ниже веществ:

- 15 027111 этанол;

тетродотоксин и батрахотоксин;

мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин или хефутоксин;

кальцисептин, тайкатоксин; кальциклудин или РЬТх3;

ботулинотоксин;

цитохалазин Ό, рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел;

глутамат;

изохинолин;

Ы-метил-(К)-сальсолинол; производные бета-карболина.

С такими имплантатами становится возможным высвобождение желаемых веществ в сосудистую стенку или кровоток в нужный момент путем нагревания имплантата с помощью, например, внешнего средства подачи энергии. Кроме того, имплантат и полости в имплантате можно сконструировать так, чтобы два компонента, например двухкомпонентного нейротоксина, смешивались перед выделением в организм.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемое устройство по настоящему изобретению содержит одно или несколько отложений токсина, предпочтительно на внешней поверхности указанного устройства, причем эти отложения покрыты слоем металла, способным раствориться при нагревании, предпочтительно гистерезисном нагревании.

В подобном аспекте настоящее изобретение относится к имплантату, содержащему электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушку и реле с регулируемой температурой, которое имеет замкнутое положение и разомкнутое положение. Указанное реле предпочтительно содержит биметаллический элемент и/или термистор, например терморезистор РТС и/или указанное реле предпочтительно содержит датчик температуры и предпочтительно цифровой термостат, соединенный с указанным датчиком и с указанным реле для прерывания указанного реле и поэтому указанной электрической цепи, когда указанный датчик измеряет заранее заданную температуру. Предпочтительно реле выполнено с возможностью перехода от указанного замкнутого в указанное разомкнутое положение, когда температура на или вблизи указанного имплантата выше, чем заранее заданная температура абляции. В предпочтительном варианте осуществления указанное реле выполнено с возможностью перехода из разомкнутого в замкнутое положение, когда температура на или вблизи указанного имплантата ниже заранее заданной температуры переключения. В одном варианте осуществления указанная температура абляции равна указанной температуре переключения. В другом варианте осуществления указанная температура переключения отличается от указанной температуры абляции, предпочтительно, указанная температура переключения ниже указанной температуры абляции, например по меньшей мере 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°С ниже, чем указанная температура абляции. В предпочтительном варианте осуществления указанная схема содержит более чем одно реле, например 2, 3, 4 или больше реле, предпочтительно соединенных последовательно, для избыточности, то есть для обеспечения по меньшей мере одной функции реле по желанию.

В еще одном аналогичном аспекте настоящее изобретение относится к имплантату для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащему электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушку и ЬС-контур, в зависимости от температуры, в результате чего указанная ЬС-схема содержит резонансную частоту, которая зависит от температуры.

Приемная катушка указанных имплантатов выполнена с возможностью индукции электрического тока через электрическую цепь, к которому она подключена, под воздействием изменяющегося во времени магнитного потока через указанную приемную катушку. Для этого указанная приемная катушка предпочтительно имеет низкое сопротивление и высокую индуктивность.

Предпочтительно указанная приемная катушка имеет сопротивление, которое больше чем 0,02 Ом, предпочтительно больше чем 0,05 Ом, более предпочтительно больше чем 0,1 Ом, еще более предпочтительно больше чем 0,15 Ом, еще более предпочтительно больше чем 0,2 Ом, еще более предпочтительно больше чем 0,3 Ом, еще более предпочтительно больше чем 0,5 Ом и/или меньше чем 30 Ом, предпочтительно меньше чем 30 Ом, более предпочтительно меньше чем 25 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 20 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 15 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 10 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 5 Ом, наиболее предпочтительно около 1 Ом.

Предпочтительно указанная приемная катушка имеет индуктивность, которая больше чем 0,02 мкГн, предпочтительно больше чем 0,05 мкГн, более предпочтительно больше чем 0,1 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,15 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,2 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,3 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,5 мкГн, и/или меньше чем 30 мкГн, предпочтительно меньше чем 30 мкГн, более предпочтительно меньше чем 25 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 20 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 15 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 10 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 7 мкГн, наиболее предпочтительно от примерно 4 мкГн, например 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7 мкГн или любое значение между ними.

- 16 027111

В предпочтительном варианте осуществления изобретения указанная нагревательная катушка расположена, по существу, полностью окружая область абляции в сосуде, предпочтительно в легочной вене, для получения, по существу, полного кругового поражения ткани, блокирующего сигнал, на внутренней стенке указанного сосуда. Предпочтительно нагревательная катушка имеет высокое сопротивление и низкую индуктивность.

Предпочтительно указанная нагревательная катушка имеет сопротивление, которое больше чем 0,4 Ом, предпочтительно более 1 Ом, более предпочтительно больше чем 2 Ом, еще более предпочтительно больше чем 3 Ом, еще более предпочтительно больше чем 4 Ом, еще более предпочтительно больше чем 6 Ом, еще более предпочтительно больше чем 10 Ом, и/или меньше чем 150 Ом, предпочтительно меньше чем 100 Ом, более предпочтительно меньше чем 80 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 60 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 50 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 40 Ом, еще более предпочтительно меньше чем 30 Ом, наиболее предпочтительно от примерно 25 Ом.

Предпочтительно, указанная нагревательная катушка имеет индуктивность, которая больше чем 0,02 мкГн, предпочтительно больше чем 0,05 мкГн, более предпочтительно больше чем 0,1 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,15 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,2 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,3 мкГн, еще более предпочтительно больше чем 0,5 мкГн, и/или меньше чем 30 мкГн, предпочтительно меньше чем 30 мкГн, более предпочтительно меньше чем 25 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 20 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 15 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 10 мкГн, еще более предпочтительно меньше чем 7 мкГн, наиболее предпочтительно от примерно 4 мкГн, например 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7 мкГн, или какое-либо значение между ними.

В конкретном предпочтительном варианте осуществления сопротивление нагревательной катушки больше, чем сопротивление приемной катушки и/или индуктивность приемной катушки больше, чем индуктивность нагревательной катушки.

В предпочтительном варианте осуществления ток, протекающий через нагревательную катушку, когда имплантат активирован, например, посредством внешнего источника энергии такими способами, как приложение изменяющегося во времени магнитного поля с помощью индуктивности, больше чем 0,1 А, предпочтительно больше чем 0,2 А, более предпочтительно больше чем 0,3 А, еще более предпочтительно больше чем 0,4 А, еще более предпочтительно больше чем 0,5 А, еще более предпочтительно больше чем 0,6А, еще более предпочтительно больше чем 0,7 А, еще более предпочтительно больше чем 0,8 А и меньше чем 10 А, более предпочтительно меньше чем 8 А, еще более предпочтительно меньше чем 6 А, еще более предпочтительно меньше чем 4 А, еще более предпочтительно меньше чем 2 А, еще более предпочтительно меньше чем 1,5 А, еще более предпочтительно меньше чем 1 А, наиболее предпочтительно около 0,9 А.

Заранее заданная температура в настоящем изобретении предпочтительно представляет собой температуру абляции для внутренней стенки сосуда, в который должен быть помещен имплантат. Предпочтительно температура абляции равна 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°С или любому значению между ними.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения указанная приемная катушки, указанная нагревательная катушка и указанное реле с регулируемой температурой, содержащий указанный биметаллический элемент, соединены последовательно, при этом указанный биметаллический элемент находится в разомкнутом положении, когда он нагрет выше заранее заданной температуры, прерывая, таким образом, указанную схему и останавливая нагревание нагревательной катушки, и при этом биметаллический элемент находится в замкнутом положении, когда его температура ниже указанной температуры, замыкая, тем самым, указанный контур таким образом, что ток, например, индуцированный ток, может протекать через нагревательную катушку.

Предпочтительно указанный имплантат содержит питающую цепь катушку, способную принимать переменный ток с помощью индукции от приложенного извне изменяющегося во времени магнитного поля, причем указанная катушка питания соединена с преобразователем переменного тока в постоянный для получения постоянного тока или напряжения, предпочтительно к указанному реле или к другим электронным элементам указанного имплантата.

В предпочтительном варианте осуществления имплантат содержит электрическую схему источника и электрическую цепь нагрева, которые могут быть по отдельности замкнуты и/или разомкнуты, при этом указанная электрическая цепь источника выполнена с возможностью подачи постоянного выходного напряжения и/или тока от индуцированного переменного тока в указанной приемной катушке. Предпочтительно выход постоянного тока подключен к указанному реле для обеспечения вышеуказанного реле энергией. Предпочтительно указанная электрическая цепь нагрева выполнена с возможностью нагревания указанной нагревательной катушки с помощью резистивного нагрева, когда указанное реле замкнуто, обеспечивая, таким образом, протекание тока через указанную нагревательную катушку.

В предпочтительном варианте осуществления указанная приемная катушка и указанная нагревательная катушка соединены последовательно, когда указанное реле замкнуто, обеспечивая, тем самым,

- 17 027111 возможность протекания электрического тока, измеренного с помощью индукции указанной приемной катушкой, через указанную нагревательную катушку, нагревая, таким образом, указанную нагревательную катушку посредством резистивного нагрева.

Предпочтительно ток нагрева, содержащий переменный ток, который может быть индуцирован в указанной приемной катушке и передан к указанной нагревательной катушке, если указанное реле замкнуто и/или указанный переменный ток может быть индуцирован в указанной нагревательной катушке с помощью внешнего средства обеспечения энергии, такого как внешний генератор. Указанный ток нагрева может содержать постоянный ток, например постоянный ток, как это предусмотрено в катушке питания, соединенной с преобразователем переменного тока в постоянный.

В предпочтительном варианте осуществления указанный имплантат является, по меньшей мере, частично, саморасширяющимся. В предпочтительном варианте осуществления указанный имплантат имеет конусообразную форму для имплантации в антральный отдел легочной вены.

Предпочтительно указанная приемная катушка имеет длину, которая больше чем 10 мм, более предпочтительно больше чем 12 мм, еще более предпочтительно больше чем 14 мм, еще более предпочтительно больше чем 15 мм, еще более предпочтительно больше чем 16 мм, еще более предпочтительно больше чем 17 мм, пока еще более предпочтительно больше чем 18 мм, еще более предпочтительно больше чем 19 мм, наиболее предпочтительно больше чем 20 мм и меньше чем 95 мм, более предпочтительно меньше чем 90 мм, более предпочтительно меньше чем 85 мм, еще более предпочтительно меньше чем 80 мм, еще более предпочтительно меньше 75 мм, еще более предпочтительно меньше чем 70 мм, еще более предпочтительно меньше чем 65 мм, еще более предпочтительно меньше чем 60 мм, еще более предпочтительно меньше чем 55 мм, наиболее предпочтительно меньше чем 50 мм.

Предпочтительно указанная приемная катушка имеет максимальный диаметр, который больше чем 10 мм, более предпочтительно больше чем 12 мм, еще более предпочтительно больше чем 15 мм, еще более предпочтительно больше чем 18 мм, еще более предпочтительно больше чем 20 мм, еще более предпочтительно больше чем 22 мм, еще более предпочтительно больше чем 24 мм, еще более предпочтительно больше чем 26 мм, наиболее предпочтительно больше чем 28 мм и меньше чем 70 мм, более предпочтительно меньше чем 65 мм, еще более предпочтительно меньше чем 60 мм, еще более предпочтительно меньше чем 50 мм, еще более предпочтительно меньше чем 40 мм, еще более предпочтительно меньше чем 35 мм, еще более предпочтительно меньше чем 30 мм, еще более предпочтительно меньше чем 25 мм, наиболее предпочтительно меньше чем 20 мм, когда указанный имплантат находится в расширенном положении.

Предпочтительно указанная нагревательная катушка имеет длину, которая больше чем 1 мм, более предпочтительно больше чем 2 мм, еще более предпочтительно больше чем 3 мм, еще более предпочтительно больше чем 4 мм, еще более предпочтительно больше чем 5 мм, наиболее предпочтительно больше чем 6 мм, и меньше чем 30 мм, более предпочтительно меньше чем 27 мм, еще более предпочтительно меньше чем 25 мм, еще более предпочтительно меньше чем 24 мм, еще более предпочтительно меньше чем 22 мм, наиболее предпочтительно меньше чем 20 мм.

Предпочтительно указанная нагревательная катушка имеет максимальный диаметр, который больше чем 2 мм, более предпочтительно больше чем 4 мм, еще более предпочтительно больше чем 6 мм, еще более предпочтительно больше чем 8 мм, еще более предпочтительно больше чем 10 мм, еще более предпочтительно больше чем 12 мм, еще более предпочтительно больше чем 13 мм, еще более предпочтительно больше чем 14 мм, наиболее предпочтительно больше чем 15 мм и меньше чем 90 мм, более предпочтительно меньше чем 80 мм, еще более предпочтительно меньше чем 70 мм, еще более предпочтительно меньше чем 60 мм, наиболее предпочтительно меньше чем 50 мм, когда указанный имплантат находится в расширенном положении.

Предпочтительно указанный имплантат имеет расстояние между указанной приемной катушкой и указанной нагревательной катушкой, причем указанное расстояние больше чем 1 мм, более предпочтительно больше чем 3 мм, еще более предпочтительно больше чем 5 мм, еще более предпочтительно больше чем 6 мм, еще более предпочтительно больше чем 7 мм, пока еще более предпочтительно больше чем 8 мм, еще более предпочтительно больше чем 9 мм, еще более предпочтительно больше чем 10 мм, наиболее предпочтительно больше чем 12 мм и меньше чем 80 мм, более предпочтительно меньше чем 70 мм, еще более предпочтительно меньше чем 60 мм, еще более предпочтительно меньше чем 50 мм, наиболее предпочтительно меньше чем 40 мм.

Настоящее изобретение дополнительно обеспечивает систему для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащую имплантат, содержащий электрическую цепь, которая содержит приемную катушку, нагревательную катушку и реле с регулируемой температурой, как описано в этом тексте, и генератор магнитного поля для генерации изменяющегося во времени магнитного поля в положении имплантируемого устройства, в результате чего предпочтительно указанный генератор магнитного поля содержит ориентирующее средство для изменения ориентации магнитного поля, генерируемого указанным генератором. Изменение ориентации магнитного поля в настоящем документе относится к изменению поляризации изменяющегося во времени магнитного поля и/или направления распространения сопутствующих электромагнит- 18 027111 ных волн. С помощью ориентирующего средства генератор может быть выполнен с возможностью создания магнитного поля, которое изменяется во времени, максимально вдоль продольной оси приемной катушки, эффективно индуцируя, тем самым, ток в указанной приемной катушке. Ориентирующее средство может содержать подвижный и/или поворотный рычаг или напоминающую антенну конструкцию, например И-образный электромагнит. Предпочтительно указанная система содержит четыре имплантата, например, как описано здесь выше.

В подобном аспекте настоящее изобретение раскрывает систему для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащую имплантат, как описано в данном документе, содержащий зависящий от температуры ЬС-контур, причем указанный ЬС-контур имеет резонансную частоту, которая зависит от температуры; генератор магнитного поля для генерации изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения имплантируемого устройства; устройство измерения температуры, выполненное с возможностью измерения указанной резонансной частоты указанного ЬС-контура и выполненное с возможностью отношения измеренной резонансной частоты к температуре имплантата; средство управления температуры выполнено с возможностью получения температуры указанного имплантата от указанного устройства измерения температуры; сравнения температуры имплантата с заранее заданной температурой абляции;

управления изменяющимся во времени магнитным полем, создаваемым указанным генератором магнитного поля на основе указанного сравнения.

Предпочтительно указанная система содержит четыре имплантата, например, как было описано выше.

В другом аспекте настоящего изобретения предлагается способ лечения больного с фибрилляцией предсердий путём изоляции легочных вен путем абляции, по существу, полной циркулярной полоски внутренней стенки одной или нескольких легочных вен, содержащий следующие этапы:

имплантацию одного или нескольких имплантируемых устройств в одну или несколько легочных вен с помощью катетера и проволочного проводника, каждое указанное имплантируемое устройство содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, указанная область абляции адаптирована для контакта с легочными венами и указанная область абляции стягивает по меньшей мере по существу полную циркулярную полоску и обеспечивает эффективную абляцию путей проведения импульса в стенке указанных легочных вен при подаче энергии на указанные имплантируемые устройства;

удаление катетера и проволочного проводника;

последующее нагревание области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств за счет внешнего средства подачи энергии, которое пространственно отделено от имплантируемого устройства.

В родственном аспекте настоящее изобретение относится к способу лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, включающему этапы:

имплантация одного или нескольких имплантатов, как описано в настоящем документе, предпочтительно содержащего приемную катушку, нагревательную катушку и реле с регулируемой температурой или предпочтительно содержащего зависящий от температуры ЬС-контур, в результате чего указанный ЬС-контур содержит резонансную частоту, которая является температурозависимой, в одной или нескольких легочных венах;

приложение изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения указанных имплантатов, нагревая, таким образом, один или несколько имплантатов до заранее заданной температуры абляции.

Следует подчеркнуть, что при описанном выше способе нагревание имплантируемого устройства происходит после хирургической процедуры. Это облегчает процедуру и уменьшает неудобства, причиняемые больному.

В аналогичном объекте настоящего изобретения предлагается способ нагревания одного, двух или нескольких имплантируемых устройств, которые подходят для имплантации в один, два или большее количество сосудов, включающий следующие этапы:

установление имплантируемых устройств в указанные сосуды с помощью катетера и проволочного проводника, причем каждое из имплантируемых устройств содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, и области абляции стягивают, по меньшей мере, по существу, полную циркулярную полоску сосудистой стенки или, по существу, спиралевидную полоску, что обеспечивает эффективную абляцию аномального пути проведения импульса в стенке указанных сосудов при подаче энергии на имплантат;

удаление катетера и проволочного проводника;

нагревание области абляции указанных имплантируемых устройств с помощью внешнего средства подачи энергии, которое пространственно отделено от указанных имплантируемых устройств, отличающихся тем, что указанное нагревание происходит после того, как катетер и проводник удаляют и одновременно.

- 19 027111

В одном предпочтительном варианте осуществления способа имелся восстановительный период перед нагреванием области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств внешним средством подачи энергии. Кроме того, длительность этого восстановительного периода была достаточна для того, чтобы одно или несколько имплантируемых устройств покрылось тканями организма. Длительность этого восстановительного периода достаточна также для того, чтобы проверить правильность позиции, и не сместилось ли имплантируемое устройство внутри сосуда.

Преимуществ деструкции после периода ожидания много: больной имеет возможность восстановиться после хирургического вмешательства; можно с помощью дополнительных исследований проверить, правильно ли установлен имплантат; ткани организма могут покрыть имплантируемое устройство, что улучшает контакт имплантируемого устройства с внутренней сосудистой стенкой и повышает эффективность абляции и т.д.

В особенно предпочтительном варианте способа по изобретению этап нагревания области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств внешним средством подачи энергии, которое пространственно отделено от имплантируемого устройства, выполняют повторно через довольно длительные интервалы времени.

Главное преимущество представленного способа состоит в том, что в случае необходимой многократной абляции выполнять второе хирургическое вмешательство не нужно, то есть имплантируемое устройство или устройства можно повторно использовать для второй, третьей, ... процедуры абляции.

В более предпочтительном варианте способа по изобретению используются, как было описано в данном документе, одно или несколько имплантируемых устройств. Причем имплантируемые устройства можно конструировать так, чтобы вызвать необходимый эффект за счет придания определенной формы, размеров, выбора подходящих материалов, магнитных и термических свойств и т.п.

В еще более предпочтительном варианте способа по изобретению используется система, как описано в настоящем документе. В этом случае имплантируемое устройство можно нагревать с помощью внешнего средства подачи энергии и достичь хорошо контролируемой температуры области абляции имплантата.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения по меньшей мере одно имплантируемое устройство имеет форму, которая адаптирована для легочной вены.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения сосуды, включая одну или несколько легочных вен, и указанная область абляции имплантируемых устройств адаптирована для поверхностного контакта с указанными легочными венами и стягивает, по существу, полную циркулярную полоску для абляции пути проведения импульса внутри указанных легочных вен при подаче энергии на указанное имплантируемое устройство. В более предпочтительном варианте осуществления изобретения имплантируемые устройства устанавливают в антруме или вблизи антрума легочных вен и/или области абляции имплантируемых устройств устанавливают так, чтобы они стягивали, по существу, циркулярные полоски в антруме или вблизи антрума легочных вен.

В варианте осуществления способа по изобретению сосуды больного, в которые предстоит установить имплантируемое устройство, исследуются с помощью трехмерного сканирования, например КТ или МРТ, для сбора данных об изменении диаметра сосудов, например при переходе от устья к антруму. На основании этих данных можно получить имплантаты необходимой формы и размеров, например для всех четырех РУ больного. Это измерение может быть выполнено без хирургического вмешательства, что способствует комфорту больного и снижает медицинский риск. После такого измерения имплантаты могут быть сделаны на заказ по размерам сосуда или сосудов больного. Очевидно, сделанные на заказ имплантаты, в отличие от имплантатов стандартного размера, повышают частоту успешных результатов медицинского вмешательства.

В следующем исследовании описана система, устройство и способ в соответствии с вариантом осуществления изобретения, примененные в эксперименте на свиньях.

Эксперименты выполнены на 12 свиньях под обезболиванием в соответствии с правилами гуманного обращения с лабораторными животными. После проведения катетера в правое предсердие и последующей трансмежпредсердной пункции, катетер по направляющей вводили в левое предсердие. Затем в произвольном порядке, которые определяет кардиолог по своему усмотрению, катетер вводили последовательно в четыре легочные вены. После этого в дистальный отдел выбранной легочной вены проводят проводник диаметром 0,014 дюйма. Затем предварительно подобранное (на основании результатов выполненного КТ) имплантируемое устройство, устанавливают в антрум/устье легочной вены. После контроля правильности расположения имплантируемого устройства с помощью пяти рентгеноконтрастных меток на имплантируемом устройстве саморасправляющееся имплантируемое устройство раскрывают в антруме/устье легочной вены так, чтобы четыре проксимальнее расположенных метки оказались вне легочной вены и лишь самая дистальная (пятая) метка оказалась в просвете легочной вены. Данную процедуру проделывают со всеми четырьмя устьями легочных вен, так что в итоге во всех четырех легочных венах оказываются установлены имплантаты. Вмешательство заканчивают, все катетеры удаляют, осуществляют гемостаз и животное пробуждают.

В среднем через две недели (14±5 дней) животных помещали в генератор магнитного поля, исполь- 20 027111 зуя заранее разработанный протокол активации имплантируемых устройств.

Через день после активации имплантируемого устройства животным вновь вводили катетер, вновь проводником проходили через межпредсердную перегородку и вводили по проводнику катетер в левое предсердие. Электрофизиологические катетеры устанавливали в левом предсердии для регистрации электрических сигналов с его стенки. В легочные вены вводили катетер-лассо так, чтобы после стимуляции удостовериться в полной блокаде входа. Затем проводили стимуляцию, чтобы доказать, что при подаче стимулов на легочную вену из-за блокады выхода захват ритма предсердиями не происходит, так что в конечном итоге достигается полная (двунаправленная) изоляция легочных вен.

Все вмешательства оказались успешными, полная изоляция была достигнута в 47 легочных венах из 48 (98%). Побочные эффекты и осложнения не наблюдались.

При патологоанатомическом исследовании в 46 случаях из 48 отмечена удовлетворительная аппозиция. Трансмуральное повреждение имелось в 43 из 48 случаев (96%).

Далее описывается другое испытание системы, устройства и способа по изобретению, проведенное в эксперименте на свиньях.

Использовано 20 домашних свиней в возрасте примерно 6 мес и с массой тела примерно 75 кг (165 фунтов). Всем животным вводили ацетилсалициловую кислоту в дозе 325 мг, а в день выполнения процедуры вводили насыщающую дозу клопидогрела (600 мг). Перед процедурой выполняли МРТ головного мозга.

Анестезию начинали введением 33 мг/кг кетамина и 0,5 мг/кг мидазолама с последующим введением дополнительной болюсной дозы кетамина 5 мг/кг и мидазолама 0,25 мг/кг для выполнения интубации. После интубации анестезию поддерживали 1-3% изофлураном и фентанилом в дозе 30-100 мкг/кг/ч. В бедренную артерию путем чрескожной пункции вводили катетер для мониторинга гемодинамики. Внутривенно болюсно вводили лидокаин в дозе 2-4 мг/кг и затем продолжали в виде постоянной внутривенной инфузии в дозе 50 мкг/кг/мин для профилактики аритмий. Постоянно осуществлялся мониторинг показателей жизненно важных функций и ЭКГ.

Путем чрескожной пункции катетеризировали обе бедренные вены и под рентгеноскопическим контролем в сердце вводили два катетера 9-Рг длиной 80 см. Внутривенно вводили гепарин и доводили активированное время свертывания до > 250 с. В сердце вводили 8,5-Рг катетер с внутрисердечным ультразвуковым датчиком (1СЕ) для визуальной оценки анатомических особенностей и облегчения транссептальной пункции. Выполняли двойную транссептальную пункцию и катетер с 1СЕ проводили в левое предсердие.

Через один из катетеров 9-Рг вводили управляемый катетер-проводник 14-Рг. Проводник помещали отдельно в каждую легочную вену (РУ). Выполняли ангиографию РУ путем введения в них контрастного вещества (при необходимости используя катетер 6-Рг), Затем с помощью мультиполярного циркулярного катетера-электрода регистрировали электрограмму РУ.

С помощью ангиограмм РУ подбирали подходящий по размерам имплантат. В идеале каждой свинье имплантируют два устройства. Размер устройства подбирают так, чтобы его диаметр превышал естественный диаметр легочной вены на 15-20%.

Управляемый катетер-проводник вводят в устье выбранной легочной вены и вновь выполняют ангиографию этой вены. Готовят второй управляемый катетер 13-Рг, помещали в устройство, и готовился ίобразный гидрофильный рентгеноконтрастный проводник диаметром 0,016 дюймов. Устройство тщательно заполняют раствором, чтобы вытеснить все пузырьки воздуха из просвета катетера или устройства. Убедившись, что в просвете нет пузырьков воздуха, катетер 13-Рг, устройство и проводник вводят через вышеуказанный катетер. Катетер 13-Рг соединен с системой для промывания физиологическим раствором и для введения контрастного вещества. Проводник вводят глубоко в выбранную легочную вену. Вновь выполняют ангиографию путем введения контрастного вещества через катетер с устройством. Катетер с устройством проводят в РУ на всю длину выбранного устройства. Выполняют другую ангиограмму, чтобы проверить, оптимально ли оно установлено. После ангиографии устройство медленно расправляют в просвете легочной вены, убирая катетер 13-Рг. В последний момент, перед полным освобождением устройства, его положение проверяют с помощью ангиографии и путем возвратнопоступательного движения самого устройства, которое уже частично находится на месте. Лишь убедившись, что устройство в правильном положении, активируют систему высвобождения устройства, устройство полностью устанавливают в вене и катетер 13-Рг вытягивают и удаляют из тела после проведения окончательной ангиографию.

После имплантации желаемого количества устройств устанавливают магнит, так чтобы сердце свиньи было в зоне его воздействия. Специально разработанный термометр помещают вблизи устройства через катетер 14-Рг, магнит активируют с помощью заранее подобранных параметров (амплитуды, частоты и длительности). С помощью 1СЕ катетера с непрерывно следят за образованием микропузырьков в левом предсердии.

После завершения абляции вен в них вновь устанавливают мультиполярный циркулярный катетерэлектрод, вновь регистрируют электрограмму легочных вен и сравнивают ее с исходными электрограммами, полученными до абляции. Выполняют выходную стимуляцию циркулярным катетером- 21 027111 электродом для доказательства двунаправленной блокады. На этом этапе снова выполняли ангиографию.

Катетеры удаляли. Десять животных острого эксперимента были умерщвлены передозировкой барбитуратов. Десять животных, оставленных для хронического эксперимента, выздоравливали, им вводили 325 мг аспирина и 75 мг клопидогрела в сутки и умерщвляли через 30 дней после процедуры. Выполнялась посмертная срединная стернотомия, и легкие и сердце удаляли из грудной клетки. Легкие тщательно отделяли от сердца, так чтобы не повредить РУ. Вскрывали крышу левого предсердия и внимательно осматривали его. Отсекался от ЬА блок тканей, содержащий каждую РУ. Вены, содержащие имплантируемое устройство, затем рассекали циркулярно для патогистологического исследования. Блок ткани с РУ фиксировали в формалине и затем окрашивали гематоксилином и эозином, пятицветным красителем Мовата и трехцветным красителем Массонна.

Далее приводим описание примеров, иллюстрирующих изобретение. Эти примеры не исчерпывают данное изобретение и не должны интерпретироваться как исчерпывающие его.

Примеры

На фиг. 1 представлены предпочтительный вариант осуществления изобретения с имплантатом 1 по изобретению в циркулярном (фиг. 1В) и эллиптическом (фиг. 1С) разрезах. Понятно, что и другие фигуры, иллюстрирующие вариант осуществления имплантатов, могут также иметь циркулярный или эллиптическый разрезы или любую другую форму, которая лучше подходит для сосуда, в который введен имплантат.

Представленный имплантат 1 содержит тело 2, которое в данном случае имеет форму узкой трубчатой клетки, сделанной из металлических проволок или подобного материала, подходящего для помещения в антрум легочной вены.

В частности, тело 2 снабжено тремя циркулярными проволоками, первой более крупной циркулярной проволокой 4, средних размеров второй, промежуточной, циркулярной проволокой 5 и третьей, меньшей циркулярной проволокой 6.

Тело 2, однако, может иметь как больше, так и меньше трех колец, например от 2 до 5 колец, более конкретно три-четыре или даже более пяти колец.

Первую большую циркулярную проволоку 4 соединяют со второй циркулярной проволокой промежуточного размера 5 средством в данном случае трех наклоненных, но прямых, вертикальных перемычек 7.

Аналогично вторая циркулярная проволока промежуточных размеров 5 соединена с третьей меньшей циркулярной проволокой 6 с помощью в этом случае также трех наклоненных, но прямых вертикальных перемычек.

Проволочные перемычки 8 имеют срединное расположение по отношению к проволочным перемычкам 7.

В результате сужающуюся трубчатую клетку, которую можно описать как в основном коническое или воронкообразное тело 2, которое содержит три циркулярных проволоки, установленных на расстоянии друг от друга, по крайней мере, когда тело 2 находится в освобожденном или несжатом положении.

Вообще говоря, саморасправляющемуся телу 2 предпочтительно обеспечена форма, которая соответствует анатомии вены, например легочной вены.

Циркулярные проволоки по предпочтительному варианту изобретения могут иметь в основном овальную форму, так что тело 2 сделано из разных овальных колец со сходящимися диаметрами и идеально адаптировано к анатомии легочных вен.

Эти кольца тела 2 имеют типичный диаметр от 3 до 30 мм, точнее от 5 до 20 мм и еще точнее от 9 до 13 мм, если имплантируются в сердце, точнее в предсердие, точнее в левое и правое предсердия, ещё точнее в антрум или устье легочных вен.

Эти кольца тела 2 в типичном случае имеют диаметр от 5 до 50 мм, точнее от 8 до 40 мм, еще точнее между 10 и 30 мм, если имплантируются в антрум легочных вен.

Тело 2 обладает свойством самостоятельно расправляться, благодаря упругим характеристикам материала, из которого оно сделано, и с особенностями геометрии тела 2.

Если используется металл, то им может быть нитинол или другие сплавы на его основе, известные превосходными саморасправляющимися свойствами.

Саморасправляющееся тело 2 спроектировано так, что прекращает расправляться в случае, если встречает противодействие, равное от 1 до 150 мм рт.ст., точнее от 3 до 80 мм рт.ст., еще точнее от 5 до 60 мм рт.ст., еще точнее от 10 до 40 мм рт.ст., то есть равное давлению расправления, необходимому для изменения анатомии левого предсердия.

В качестве альтернативы саморасправляющуюся клетку можно сконструировать из взаимосвязанных колец циркулярной или овальной формы. Кольца формируются так, чтобы они образовали спираль. Витки спирали тоже взаимосвязаны, так что при нагревании или высвобождении веществ из клетки, сохранных участков, по которым могут распространиться электрические импульсы, не остается.

В этом случае используется такой материал, который взаимодействует, например нагревается, в ответ на дистанционно приложенное переменное магнитное поле.

Принцип гистерезиса вызывает нагревание металлической клетки в зависимости от абсорбционных

- 22 027111 свойств металлического сплава, из которого сделано тело 2.

Альтернативой может быть генератор электромагнитного поля, который меняет полярность и тем самым вызывает гистерезисное нагревание материала, помещенного в магнитное поле. В системе может использоваться температура Кюри (температура, до которой материал можно нагреть, и выше которой дальнейшая подача энергии не вызывает изменения температуры), которой обладают некоторые материалы и которую можно и должно достичь как целевую. Например, ΖηΡε₂Ο₄ является материалом, который имеет температуру Кюри в диапазоне между 30 и 45°С.

Клетка из металлического сплава, содержащая в своей структуре ΖηΡε₂Ο₄ поэтому может быть нагрета точно до 45°С, то есть до температуры, приближающейся к целевой, которая желательна для абляции.

Другой альтернативой для подачи энергии на клетку может быть прямая индукция с использованием магнитного стержня, опять же путем гистерезисного нагревания, но более прямым путём.

При другой альтернативе подачи энергии на клетку можно использовать электромагнитное излучение с помощью системы термохимического высвобождения с внешним триггером, в которой химическое вещество высвобождается лишь по требованию и в соответствующих местах.

Понятно, что энергию можно подать альтернативным путем, например через электромагнитное излучение, гистерезисное нагревание, достижение температуры Кюри, прямой индукции, системы термохимического и механико-химического высвобождения, непрямой индукции, джоулевого нагревания, за счет акустической, вибрационно-механической и химической систем.

При другом варианте предлагается тело 2, содержащее токсические вещества, которые высвобождаются только при введении тела 2 в легочную вену или ее антрум, например, после приложения внешнего энергетического поля, и токсические вещества вызывают повреждение в виде локального некроза и нейротоксического действия.

На фиг. 2 представлен альтернативный вариант имплантата 1 по изобретению.

Тело сделано из металлической проволочной плетенки 9, которая имеет многочисленные взаимосвязи, перекресты и слои. Такая повторяемость обеспечивает многочисленные соединения с предсердной сосудистой или другой стенкой.

На фиг. 3 показан имплантат 1, сконструированный в виде спирально закрученной проволоки 10, диаметр которой постепенно уменьшается вдоль продольной оси.

Витки 10Α-10Ό, которых в данном случае четыре, взаимно связаны с помощью прямых перемычек 8.

Данный вариант изобретения отличается от варианта, представленного на рисунке 1 и состоящего из одной спирально закрученной проволоки, а не из нескольких отдельных связанных друг с другом циркулярных проволок 4-6.

Прямые проволочные перемычки 8, помимо того, что придают структуру и прочность имплантату 1, образуют также закрытые петли.

В самом деле, различные витки 10Α-10Ό по-прежнему взаимосвязаны для достижения, после освобождения устройства, полного и циркулярного разрушения в сердце, точнее в предсердиях, еще точнее в левом и правом предсердии, более точно в антруме или устье легочных вен.

На фиг. 4 у имплантата имеются металлические продольные выступающие ребра 11, которые также связаны между собой перемычками, и в совокупности при расправлении образует металлическую клетку.

Имплантат 1 по изобретению может содержать части, сделанные из различных сплавов металлов с различными ферромагнитными свойствами и/или коэффициентами поглощения, со специфическим взаимодействием с переменными магнитными полями.

При другом варианте основная структура имплантата 1 может быть сделана из одного и того же материала, который может быть снабжен покрывающими частями с изменяющимися свойствами.

Вариант осуществления изобретения, показанный на фиг. 5, представляет собой имплантат, сконструированный в виде спирально закрученной проволоки 10, диаметр которой постепенно уменьшается вдоль продольной оси, но где, в отличие от варианта изобретения, представленного на фиг. 3, витки 10А10Е, которых в данном случае пять, взаимно связаны с помощью прямых перемычек 12, которые идут от наибольшего витка 10А до наименьшего 10Е.

Наибольший виток 10А имплантата 1 сделан из металлического сплава, способен самостоятельно расправляться и покрыт слоем металла, который обладает минимально выраженными ферромагнитными свойствами 100.

Следующий виток 10В сделан из того же саморасправляющегося сплава, покрыт слоем материала, у которого высокая скорость поглощения энергии при гистерезисном нагревании и поэтому при изменении магнитного поля проявляет разные термические свойства 200.

Витки 10Ό и 10Е наиболее дистальные от наибольшего витка 10А, располагаются в части легочной вены, наиболее отдаленной от сердца, снабжены слоем материала, у которого все еще высокая скорость поглощения энергии при гистерезисном нагревании 400.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения имплантат 1 по изобретению, часть которого схематически изображена на фиг. 6, проволока, которая образует тело 2 имплантата 1, содержит различные слои, в данном случае три слоя, сделанные из различных сплавов 15, 16 и 17.

- 23 027111

Эти разные сплавы контактируют друг с другом и в зависимости от магнитных полей, которые применяют, проявляют различные свойства.

Понятно, что в другом варианте или в комбинации с вышеуказанными или другими свойствами один или несколько слоев может иметь термоизолирующие характеристики, чтобы направить нагрев туда, где необходимо, и изолировать части для предупреждения нежелательного нагревания крови или ткани.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения имплантат 1, часть которого схематически представлена на фиг. 7, тело 2 снабжено микропорами 18 на аблюминальной стороне 13 (в отличие от адлюминальной стороны 14), которые заполнены веществами.

Такие вещества можно, например, выбрать из перечисленных ниже веществ или композиции одного или нескольких из перечисленных ниже веществ:

этанол;

тетродотоксин и батрахотоксин;

мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин или хефутоксин;

кальцисептин, тайкатоксин, кальциклудин или РЬТх3;

ботулинотоксин;

цитохалазин Ό, рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел;

глутамат;

изохинолин;

Ы-метил-(К)-сальсолинол; производные бета-карболина.

Микропоры 18 закрыты, когда тело закручено, например перед введением в систему катетерапроводника, и после подведения и расправления в намеченной позиции эти микропоры 18 открываются, так что вещества внутри металлических частей клетки высвобождаются.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения тело 2 имплантата 1 по изобретению, часть которого схематически показана на фиг. 8, покрыто термоактивным покрытием 19, которое активируется лишь при температуре выше 35°С, так что температура тела будет триггером активации.

В другом варианте осуществления имплантата 1 по изобретению можно предложить термоактивное покрытие 19, которое активируется только при температуре выше 45°С, так что подаваемое внешнее энергетическое поля служит триггером активации.

Как вариант предлагается изоляционный материал 44 на частях имплантата, контактирующих с частями тела, которые предпочтительно не нагреваются, например частями сосудистой стенки или кровью. Таким образом части имплантата, которые нагреваются, термически изолированы от, например, крови.

Энергетическим полем может быть, например, дистанционно приложенное переменное магнитное поле, нагревающее тело 2 имплантата 1 за счет эффекта гистерезиса.

При указанной температуре активации покрытие 19 абсорбируется и активный компонент, который находится под покрытием 20, высвобождается в сосудистую стенку.

Заметим, что удлиненная форма и/или расправляющие силы можно считать якорными средствами имплантата 1.

Как вариант предлагаются крючки и шипы или подобные структуры 29, которые, как показано на фиг. 11, расположены на направленных наружу частях имплантата 1, обеспечивают надежную якорную фиксацию имплантата 1 после установки на место.

В соответствии с другим вариантом изобретения наружные кольца или другие структуры клетки, которые вводят в антрум, либо вся клетка могут быть снабжены структурами, которые повышают жесткость клетки, и позволяют добиться фиксированного положения имплантата, снижая вероятность смещения имплантата после его имплантации.

Способ установки имплантата прост и описан далее.

В соответствии с известной практикой катетер 30 с проводником 31 вводят до места, в которое предполагается установить имплантат 1. Этот этап схематически изображен на фиг. 12 и 13.

Удаление катетера с оставлением имплантата 1 в нужном положении сопровождается расправлением имплантата 1.

Так как форма и/или упругие характеристики имплантата 1 адаптированы для плотного прилегания к артериальной или венозной стенке, например стенке легочной вены, при оставлении имплантата 1 происходит его самостоятельная безопасная якорная фиксация.

После полного удаления катетера имплантат 1 полностью расправляется.

Как вариант предлагается расправление с помощью баллона.

Для того, чтобы можно было приложить внешнее энергетическое поле для активации активируемых частей имплантата 1, надо выждать определенный период времени.

Воздействовать на имплантат энергетическим полем можно многократно, не прибегая к повторному инвазивному вмешательству, что является основным преимуществом имплантата и системы в соответствии с текущим изобретением.

Кроме того, в случае, когда предлагается имплантат 1 с изменяющимися субструктурами, каждая из

- 24 027111 которых по-разному взаимодействует с внешним энергетическим полем, можно рассмотреть разные способы воздействия, например увеличением интенсивности поля.

Каждая часть, например, может активироваться дистанционным воздействием переменным магнитным полем, характеризующимся специфической частотой.

Понятно, что когда речь идет о деструкции, то имеют в виду трансмуральное повреждение, распространяющееся до наружного слоя стенки, и что повреждение может быть непрерывным, в отличие от дискретного или включающего частичные повреждения. В самом деле, когда изобретение, которое описано здесь, применяют для лечения АР путем РУ1, то предпочтительно, чтобы деструкция была непрерывной и таким образом формировала по существу циркулярную полоску вокруг сосудистой стенки, посредством чего достигается электрическая изоляция РУ от левого предсердия.

Настоящее изобретение вовсе не ограничивается вариантами осуществления, описанными здесь в примерах и сопровождающих их чертежах; наоборот, такой имплантат и система имплантата с устройством подачи энергии для воздействия на артериальные и венозные структуры в соответствии с настоящим изобретением могут быть сделаны любой формы и размеров, оставаясь охваченными данным изобретением.

На фиг. 9 показан циркулярный плетеный имплантат 21, в котором одна циркулярная область 22 содержит сплав со специфической температурой Кюри и в котором вторая циркулярная область 23 содержит сплав с другой специфической температурой Кюри.

На фиг. 10 показан воронкообразный плетеный имплантат, в котором одна циркулярная область 25 содержит сплав со специфической температурой Кюри и в котором вторая циркулярная область 26 содержит сплав с другой температурой Кюри и в котором третья циркулярная область 27 содержит сплав с другой температурой Кюри.

На фиг. 11 показан воронкообразный плетеный имплантат 28 со средством якорной фиксации 29 в виде небольших шипов.

На фиг. 13 показано, как катетер 30 можно провести через вену 34, через правое предсердие 36, через отверстие в левом предсердии 35 в легочную вену 37. На врезке детально показаны устье 38 и антрум 39 легочной вены.

На фиг. 14 представлен вариант осуществления внешнего средства подачи энергии 42, которое можно использовать для лечения больного выполнением абляции 43.

На фиг. 15 показан имплантат, установленный в место 40, и разрез области абляции 41, расположенной в антруме РУ.

На фиг. 18 показан другой вариант выполнения имплантата, который имеет форму песочных часов 45, у которого вблизи средней области, где диаметр становится меньше, прикреплен набор нагревающих колец 46. Нагревающие кольца прикреплены к части, имеющей форму песочных часов, термоизолированно, так, что лишь немного тепла передается току крови при нагревании колец. Кроме того, нагревающие кольца считаются полностью отделенными от кровотока, так как часть, которая имеет форму песочных часов, может быть покрыта непроницаемой для крови тканью и может погружаться в сосуд вблизи концов 47 и 48 имплантата.

На фиг. 19 показан вариант имплантата по изобретению, содержащий плавкий предохранитель, так что при определенной температуре, более конкретно, при температуре, которая достигается для оптимальной абляции, от 40 до 80°С, более точно от 45 до 60°С, цепь, которая может возникнуть, прерывается. Это происходит потому, что когда имплантат, точнее металлический имплантат, точнее нитиноловый имплантат вводят в переменное магнитное поле, генерируется электрический ток в самом металлическом имплантате, что приводит к ускоренному его нагреванию (индукция и джоулевое нагревание). Этот феномен вызывает чрезвычайно быстрое нагревание имплантата, которое можно остановить путем прерывания электрического тока, возникающего в имплантате. Такое прерывание тока может быть обусловлено плавким предохранителем, который установлен в металлическом имплантате и который, например, может состоять из сопротивления, прерывающего, когда он нагревается выше определенной температуры. В этом случае предохранитель прекращает нагревание выше температуры 45-60°С, точнее 50-55°С. На фиг. 19а подробно показан предохранитель.

При другой конфигурации, как показано на фиг. 20, металлический имплантат можно сделать из сплава с памятью формы, так что при нагревании устройства различные металлические части приобретают другую конфигурацию, тем самым прерывается электрический ток, который может возникать в имплантате. Детали при включенном и выключенном положении реле или предохранителя показаны соответственно на фиг. 20а и 20Ь. Данная другая, то есть открытая конфигурация может состоять из металла оригинальной формы, так что она возвращается к своей памяти формы. Это называется металлом с памятью формы.

В еще одной конфигурации, как показано на фиг. 21 и подробнее на фиг. 21а, имплантат состоит из двух разных материалов, в которых при нагревании связь между двумя различными металлами прерывается, так что электрический ток по имплантату прекращается.

В другом варианте данной заявки нагревание должно быть однонаправленным. Кровь следует изолировать так, чтобы она не нагревалась, по двум причинам: во-первых, кровь не должна нагреваться,

- 25 027111 потому что белки крови могут денатурироваться и образовать сгусток и, во-вторых, потому что кровь является огромным рассеивающим тепло телом, которое может отнять слишком много тепла от имплантата, что в свою очередь может потребовать подачи слишком большого количества энергии для достижения желаемой температуры в области абляции импланта. Поэтому вокруг имплантата создается экстенсивное покрытие, но исключительно на адлюминальной стороне, как показано на фиг. 22, так что, когда имплантат нагревают, рассеяния тепла кровью не происходит.

Фиг. 23 иллюстрирует концепцию настоящего изобретения посредством устройства (55) имплантата, снабженного встроенным тепловым реле (54). Таким образом, указанный имплантат может быть активирован путем приложения изменяющегося во времени магнитного поля φ, например, радиочастотное поле может быть получено с помощью электромагнита или электромагнитной катушки или антенны (51). Указанное изменяющееся во времени магнитное поле φ может индуцировать ток в указанной электрической цепи, через указанную приемную катушку (53) и нагревательную катушку (52), если указанное реле (54) замкнуто. Замкнуто ли или разомкнуто ли реле, зависит от температуры в месте расположения реле или в месте расположения датчика температуры, прикрепленного к указанному реле, предпочтительно, с помощью термостата.

Фиг. 24 иллюстрирует размеры имплантата в расширенном состоянии в сосуде. Таким образом, сосуд (65), как правило, имеет ширину между 5 и 50 мм, например 20 мм в диаметре. Нагревательная катушка (62) может иметь длину около 20 мм, тогда как приемная катушка (63) может быть и предпочтительно длиннее чем 20 мм. Тепловое реле (64) на фиг. 24 расположено рядом с нагревательной катушкой (62) и разомкнуто или замкнуто в зависимости от температуры на или вблизи нагревательной катушки. Нагревательная катушка по кругу охватывает область абляции сосуда по длине нагревательной катушки.

Фиг. 25Л-С показывают различные варианты осуществления настоящего изобретения, при этом форма и абсолютные и соответствующие размеры катушек могут отличаться между различными вариантами осуществления. Нагревательная катушка (72) и приемная катушка (73) могут быть четко определены, причем представленная приемная катушка (73) содержит большое количество витков, чтобы увеличить их индуктивность. Тепловое реле (74) на фиг. 25а-е, прикрепленное к печатной плате с нанесенным покрытием, соединено с нагревательной катушкой (72) и приемной катушкой (73). На фиг. 25Д-§ РСВ (75), содержащая одну или несколько электронных схем, возможно, в том числе и тепловое реле и/или катушку питания цепи, соединена с приемной катушкой (фиг. 25£-§) или с реле (фиг. 250-е). Форма катушек может быть выполнена с возможностью вписывания в конкретный сосуд, например цилиндрическую вену или артерию (фиг. 25а) или в конусообразную вену или артерию (фиг. 25Ь-д). В частности, для легочных вен предпочтительна конусообразная нагревательная катушка для имплантации в устье (фиг. 25Ь, 25Д, 25д).

Витки нагревательной катушки (76) индуцируют температурный профиль (77) в стенке (78) сосуда при активации имплантата. Это изображено на фиг. 26, где показано, что тепло остается главным образом вблизи витков, но не исключено, что и внешняя сторона сосуда (79) может быть нагрета до повышенной температуры. Соответствующее моделирование сосуда и испытания установки позволяют установить оптимальную температуру имплантата для абляции пути блокировки сигнала на внутренней стенке сосуда, без ненужного повреждения ткани, которая должна остаться незатронутой.

Другие варианты выполнения, содержащие, например, РТС (80) или термисторное реле, показаны на фиг. 27а-Ь для, по существу, цилиндрических имплантатов.

В некоторых вариантах осуществления необходимо или целесообразно использовать электрические компоненты, которым для работы нужен постоянный ток или напряжение. В таких вариантах осуществления необходимо, чтобы имплантат содержал преобразователь переменного тока в постоянный, для того, чтобы преобразовать с помощью индукции протекающий в по меньшей мере части схемы имплантата переменный ток в постоянный ток. Этот преобразователь может получить входной переменный ток от приемной катушки или от катушки цепи питания. Такой преобразователь может быть частью более крупной электронной схемы, которая может быть прикреплена к печатной плате (81) и соединена с катушками, как показано на фиг. 28.

Фиг. 29а-Д иллюстрируют электронные схемы, которые могут быть использованы в вариантах осуществления имплантата, в соответствии с настоящим изобретением. Если через нагревательный провод или нагревательную катушку пропускается большой ток, то нагревательная катушка генерирует тепло и температура вокруг нагревательной катушки возрастает. Если через нагревательную катушку не протекает никакого тока, то температура падает из-за охлаждения внутри кровотока. Для абляции возможно потребуется достичь и удерживать в течение периода времени заданную температуру около 55°С. Цифровой термостат РСВ (1С1) измеряет температуру с помощью датчика температуры и переключает большой ток через нагревательную катушку путем включения или выключения при помощи реле (1С3), приводя к поднятию или падению температуры вокруг нагревательной катушки. Нагревательная катушка запитывается с помощью энергии, индуцированной в большой приемной катушке. Управляющая цепь запитывается от отдельной катушки.

Датчик температуры измеряет внутреннюю температуру и сравнивает ее с 55°С с петлей гистерези- 26 027111 са в 2°С. Этот чип обеспечивает высокий уровень выходного напряжения (5 В), если измеренная температура выше чем 55°С, и низкий уровень выходного напряжения (0 В), если температура ниже, чем целевая температура 55°С. Этот чип Цс1) термостат используется для управления реле ДсЗ), который в данном случае представляет собой твердотельное реле (88К) со встроенной оптопарой, так что это 88К выполнен с возможностью переключения переменного тока, индуцированного приемной катушкой. Поскольку это реле ЦсЗ) требует большего тока, чем может обеспечить температурный датчик (чип термостата может иметь очень низкий выходной ток для включения), то должен быть использован буфер. Поскольку высокое переключающее входное напряжение приводит к закрытому состоянию, а низкое напряжение приводит к открытому состоянию, этот буфер реализуется с помощью инвертора Цс2) с большим выходным током. Резистор (К1), например 330 Ом, между реле ЦсЗ) и инвертором Цс2) ограничивает ток срабатывания реле, защищая, тем самым, вход реле. Эта цепь (фиг. 29Ь) обеспечивает управление температурой. Поскольку эта цепь состоит из активных устройств, она может работать, только если должным образом запитаны. Цепь, показанная на фиг. 29а, обеспечивает стабильное напряжение питания 5 В из входного напряжения переменного тока, подаваемого отдельной катушкой цепи питания. Эта катушка обеспечивает более низкое напряжение переменного тока, чем требуется для цепи питания. Входное переменное напряжение преобразуется в напряжение постоянного тока полуволновым выпрямителем (Ό1), которое выше чем целевое напряжение в 5 В. Затем используется 5 В линейный стабилизатор Цс4) для преобразования этого напряжения в стабильный источник питания 5 В. Конденсаторы, например, 100 нФ, которые видны по всей конструкции, размещены для развязки (локальная стабилизация напряжения питания).

Символы ΟΝΏ, VΑС и 5В представляют собой сеть, соединяя символы с тем же именем. Они не имеют никакого физического смысла, кроме всего другого соединения. ΟΝΏ является универсальным признаком для опорного напряжения (поскольку все напряжения нужно отнести к какой-то точке внутри цепи). Это не следует путать с заземлением. ΟΝΏ часто выбирают, чтобы имелась связь с очень низким импедансом, и поэтому часто реализуется как плоскость отсчета.

Разъем ί'ΌΝ1 представляет собой интерфейс для нагревательной катушки (ΡΓΝ1), катушки цепи питания (ΡΓΝ2) и опорным напряжением ΟΝΏ (ΡΓΝ3).

Другой вариант осуществления электрической схемы изображен на фиг. 29с-Д. Эта плата представляет собой версию меньшего размера, чем представлена на фиг. 29а-Ь. Функциональность остается идентичной, но она использует меньшие компоненты. Регулятор Цс4) другой, а реле и резистор объединены в один компонент ЦсЗ). Также большой разъем заменен на три меньших разъема ί'ΌΝ1-ί'ΌΝ3. Дополнительные разъемы СΟNVСС, ί'ΌΝΟΝΩ и ί'ΌΝΤοιιΙ могут быть использованы для разделения плату на небольшую плату с датчиком температуры и на другую плату с остальными чипами. Таким образом, небольшой температурный датчик может быть расположен гораздо ближе к нагревательной катушке.

На фиг. 29Ά-Ό проиллюстрированы варианты выполнения имплантата, в соответствии с настоящим изобретением, в результате чего имплантаты содержат отдельную катушку питания с выделенной цепью питания для обеспечения других компонентов, таких как термостат, преобразователь и реле, постоянным напряжением постоянного тока, например, 5В, как показано на фиг. 29е. В других вариантах осуществления имплантата, в соответствии с настоящим изобретением, центральный отвод может быть использован на стороне приемной катушки, чтобы получить силовую цепь, вместо отдельной катушки питания цепи (фиг. 29Р). Похоже, что все это легко интегрировать в имплантат, а не с помощью третьей катушки. Этот последний вариант выполнения может представлять собой следующую дополнительную проблему: центральный отвод может быть расположен внутри цепи коммутации. Если через комбинацию катушек протекает большой ток, то этот ток создает магнитное поле, противодействующее внешнему магнитному полю, которое на самом деле индуцирует этот ток. Это приводит к падению напряжения на клеммах катушки. Это означает, что в случае замкнутого реле напряжение на клеммах катушки может быть значительно ниже, чем в случае разомкнутого реле. Эта разница в напряжении может привести к выходу из строя регуляторов по причине высокой мощности. Чтобы решить эту проблему, к схеме должны быть добавлены дополнительные компоненты, чтобы это предотвратить. Такие компоненты могут быть добавлены, например, в миниатюрный чип.

Фиг. 30А-34 иллюстрируют варианты выполнения внешних средств энергетического обеспечения, которые могут быть использованы в системе или в способе, в соответствии с настоящим изобретением, для обеспечения энергии для имплантата путем предоставления изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения имплантата.

Фиг. 30А-В, а также фиг. 33-34 иллюстрируют вариант выполнения, в котором пациент с имплантатом может сидеть в процессе нагрева, а переменное во времени магнитное поле создается преимущественно в дугообразных кронштейнах (90) генератора (91). Кронштейны способны поворачиваться, предпочтительно вокруг горизонтальной оси (92), при этом стул пациента (93) также может поворачиваться предпочтительно вокруг вертикальной оси и может перемещаться вверх и вниз таким образом, что будет достигнута оптимальная индукция сцепления между магнитным полем генератора и индуцированным полем в имплантате. Оптимальное положение генератора может зависеть от пациента, а также от ориентации подвергаемых лечению сосудов в пациенте. Поэтому генератор, как показано на этих чертежах, в

- 27 027111 котором ориентация и величина магнитного поля может изменяться во времени, является особенно предпочтительным в системах и способах, представленных в настоящем документе.

Фиг. 31 иллюстрирует возможность использования большого генератора (91) магнитного поля вокруг стола (94), на котором пациент может лежать для выполнения лечения. Стол может перемещаться в горизонтальном направлении через генератор.

Фиг. 32А-В показывают генератор (91) магнитного поля, который способен генерировать поля в различных ориентациях, в результате чего ориентация, которая является оптимальной для индукции тока в имплантате, может быть адаптирована зависящим от пациента образом.

Предполагается, что настоящее изобретение не ограничивается какой-либо описанной выше формой реализации и что некоторые модификации могут быть добавлены в представленный пример изготовления без переоценки прилагаемой формулы изобретения. Например, настоящее изобретение было описано со ссылкой на РУ, но очевидно, что изобретение может быть применено, например, и к другим сосудам.

Настоящее изобретение относится, но не ограничивается:

1. Способ нагрева одного, двух или большего количества имплантируемых устройств, которые пригодны для имплантации в один, два или большее количество сосудов, включающий следующие этапы:

последовательное расположение указанного имплантируемого устройства в указанных сосудах с помощью оболочки и направляющей проволоки, причем каждое указанное имплантируемое устройство содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, и указанная область абляции охватывает, по меньшей мере, по существу, полную окружную полосу или, по существу, спиральную полосу, причем указанные имплантируемые устройства эффективны для абляции блокирующего сигнал пути в указанных сосудах при приложении энергии к указанным имплантируемым устройствам;

отведение оболочки и направляющей проволоки;

нагрев области абляции указанных имплантируемых устройств с помощью средств обеспечения внешней энергией, которые пространственно отделены от указанных имплантируемых устройств;

отличающийся тем, что нагрев выполняют после того, как указанную оболочку и направляющую проволоку отводят, при этом указанный нагрев имплантируемых устройств выполняют одновременно.

2. Способ по п.1, в котором по меньшей мере часть каждого из указанных имплантируемых устройств выполнена из по меньшей мере одного материала, который имеет магнитный гистерезис, такого как ферромагнитный, ферримагнитный или анти-ферромагнитный материал.

3. Способ по п.2, в котором указанное имплантируемое устройство содержит железистую жидкость.

4. Способ по любому из пп.1-3, в котором нагрев осуществляют посредством внешних средств энергетического обеспечения, которые создают изменяющееся во времени магнитное поле в месте расположения указанного имплантируемого устройства.

5. Способ по любому из пп.1-4, в котором по меньшей мере одно из указанных имплантируемых устройств содержит термоактивное покрытие, имеющее температуру активации между 35 и 37°С, так что температура тела будет вызывать активацию.

6. Способ по любому из пп.1-4, в котором по меньшей мере одно из указанных имплантируемых устройств содержит термоактивное покрытие, имеющее температуру активации выше 45°С, так что активация срабатывает только тогда, когда указанную область абляции нагревают с помощью указанных внешних средств энергетического обеспечения.

7. Способ по любому из пп.1-6, в котором указанные имплантируемые устройства содержат вещества, способные продуцировать поражение ограниченного некроза и/или нейротоксичности.

8. Способ по п.6, в котором по меньшей мере одно из указанных имплантируемых устройств содержит полости, которые заполнены указанными веществами и которые открываются, когда имплантат нагревают.

9. Способ по любому из пп.6-8, в котором по меньшей мере два вещества смешивают перед выпуском, например, чтобы доставить двухкомпонентный нейротоксин.

10. Способ по любому из пп.6-9, в котором указанные вещества представляют собой выбор или композицию из одного или нескольких следующих веществ:

этанол;

тетродотоксин и батрахотоксин;

мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин или хефутоксин;

кальцисептин, тайкатоксин, кальциклудин или РЬТх3;

ботулинотоксин;

цитохалазин Ό, рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел;

лутамат;

изохинолин;

N-метил-(К) -салсо линол; производные бета-карболина.

11. Способ по любому из пп.1-10, в котором по меньшей мере одно имплантируемое устройство

- 28 027111 имеет форму, приспособленную для легочной вены.

12. Способ по любому из пп.1-11, в котором указанные сосуды представляют собой одну или несколько легочных вен, причем указанные области абляции имплантируемых устройств приспособлены для поверхностного контакта с указанными легочными венами и охватывают, по меньшей мере, по существу, полностью окружную полосу для абляции пути блокировки сигнала в легочных венах при приложении энергии к имплантируемым устройствам.

13. Способ по любому из пп.1-12, в котором перед нагреванием области абляции одного или нескольких имплантируемых устройств с помощью внешних средств обеспечения энергии наблюдается восстановительный период, причем восстановительный период достаточно длителен, чтобы обеспечить возможность интеграции имплантируемого устройства в стенку сосуда.

14. Способ по любому из пп.1-13, в котором этап нагревания области абляции имплантируемых устройств с помощью внешних средств обеспечения энергии, которые пространственно отделены от имплантируемого устройства, выполняют многократно в хорошо разнесенных по времени интервалах.

15. Саморасширяющееся имплантируемое устройство, выполненное с возможностью имплантации и размещения внутри сосуда, причем указанный имплантат содержит область абляции вдоль по меньшей мере части своей длины, при этом область абляции выполнена с возможностью поверхностного контакта с сосудом и с возможностью охвата, по меньшей мере, по существу, полной окружной полосы или спиральной полосы, причем указанная область абляции эффективна для абляции блокирующего сигнал пути в сосуде при приложении энергии к имплантируемому устройству.

16. Имплантат по п.15, в котором указанная область абляции содержит по меньшей мере один материал, который имеет магнитный гистерезис, такой как ферромагнитный, ферримагнитный или антиферромагнитный материал.

17. Имплантат по п.16, в котором указанные имплантируемые устройства содержат железистую текучую среду.

18. Имплантат по любому из пп.15-17, содержащий термоактивное покрытие, имеющее температуру активации между 35 и 37°С, так что температура тела будет вызывать активацию.

19. Имплантат по любому из пп.15-17, содержащий термоактивное покрытие, имеющее температуру активации выше 45°С, так что активация срабатывает только тогда, когда указанную область абляции нагревают с помощью указанного внешнего средства обеспечения энергии.

20. Имплантат по любому из пп.15-19, содержащий вещества, способные создавать поражение ограниченного некроза и/или нейротоксичности.

21. Имплантат по п.20, содержащий полости, которые заполнены указанными веществами и которые открываются, когда имплантат нагревается.

22. Имплантат по любому из пп.20 или 21, в котором указанные вещества смешиваются перед выпуском, например, чтобы доставить двухкомпонентный нейротоксин.

23. Имплантат по любому из пп.20-22, в котором указанные вещества представляют собой выбор или композицию одного или нескольких из следующих веществ:

этанол;

тетродотоксин и батрахотоксин;

мауротоксин, агитоксин, харибдотоксин, маргатоксин, слотоксин, сциллатоксин или хефутоксин;

кальцисептин, тайкатоксин, кальциклудин или РЬТх3;

ботулинотоксин;

цитохалазин Ό, рапамицин, сиролимус, зотаролимус, эверолимус, паклитаксел;

глутамат;

изохинолин;

N-метил-(К) -салсо линол; производные бета-карболина.

24. Имплантат по любому из пп.15-23, имеющий форму, приспособленную для легочной вены.

25. Имплантат по п.24, в котором указанная область абляции указанного имплантируемого устройства приспособлена для поверхностного контакта с указанными легочными венами и для охватывания, по меньшей мер,е по существу, полностью окружную полосу.

26. Имплантат по любому из пп.15-25, имеющий максимальную длину окружности и минимальную длину окружности, причем соотношение между максимальной длиной окружности и минимальной длиной окружности меньше чем 7 и больше чем 3.

27. Имплантат по любому из пп.15-26, имеющий изменяемую длину окружности в продольном направлении имплантата, причем указанная длина окружности колеблется от по меньшей мере 36 мм и по большей мере 250 мм.

28. Имплантат по любому из пп.15-25, имеющий, по существу, цилиндрическую форму с диаметром, который равен по меньшей мере 5 мм и по большей мере 10 мм.

29. Имплантат по любому из пп.15-28, содержащий дистальный участок и проксимальный участок, причем область абляции расположена в пределах 50% от общей длины имплантата, отсчитывая из проксимальной части.

- 29 027111

30. Имплантат по любому из пп.15-29, содержащий дистальный участок и проксимальный участок, причем область абляции расположена в пределах 15 мм от проксимального участка.

31. Имплантат по любому из пп.15-30, содержащий дистальный участок и проксимальный участок, и содержащий крепежное устройство, присоединенное к области абляции указанного имплантата с помощью теплоизолирующего соединения для предотвращения перегрева указанного крепежного устройства, причем крепежное устройство соединено с дистальной частью.

32. Система, содержащая один, два, три, четыре или большее количество имплантируемых устройств, выполненных по любому из пп.15-31.

33. Система по п.32, содержащая внешние средства обеспечения энергии, которые пространственно отделены от указанных имплантируемых устройств и способны обеспечить энергию указанным имплантируемым устройствам для повышения температуры областей абляции имплантируемых устройств вплоть до температуры абляции.

34. Система по любому из пп.32 или 33, содержащая оболочку, выполненную с возможностью транспортировки и доставки одного или нескольких имплантируемых устройств к нужному положению или рядом с ним в указанном одном или нескольких сосудах; и направляющую проволоку, выполненную с возможностью последовательного направления оболочки с указанным одним или несколькими имплантатами в нужное положение в указанном одном или нескольких сосудах.

35. Система по любому из пп.32-34, содержащая один, два, три, четыре или большее количество имплантируемых устройств, выполненных в соответствии с любым из пп.15-31, каждый из которых приспособлен для соответствующей легочной вены.

Claims (16)

1. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ

   1. Имплантат для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащий электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушку и реле с регулируемой температурой, которое имеет замкнутое положение и разомкнутое положение, причем указанная приемная катушка выполнена с возможностью индуцирования электрического тока по меньшей мере через часть указанной электрической цепи, с которой она соединена, под воздействием изменяющегося во времени магнитного потока через указанную приемную катушку, причем указанная нагревательная катушка выполнена с возможностью охватывания, по существу, полной окружной области абляции в сосуде легочных вен, и при этом указанная нагревательная катушка также выполнена с возможностью получения на внутренней стенке указанного сосуда, по существу, полного окружного поражения, блокирующего сигнал, при этом указанное реле выполнено с возможностью переключения из указанного замкнутого положения в указанное разомкнутое положение, когда температура на уровне или вблизи указанного имплантата выше заранее заданной температуры абляции.
2. 2. Имплантат по п.1, который выполнен с возможностью, по меньшей мере, частичного саморасширения.
3. 3. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, имеющий конусообразную форму для имплантации в антральный отдел легочной вены.
4. 4. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, в котором длина указанной приемной катушки больше чем 15 мм и меньше чем 75 мм.
5. 5. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, в котором максимальный диаметр указанной приемной катушки больше чем 10 мм и меньше чем 60 мм, когда указанный имплантат находится в расширенном положении.
6. 6. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, в котором длина указанной нагревательной катушки больше чем 3 мм и меньше чем 25 мм.
7. 7. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, в котором максимальный диаметр указанной нагревательной катушки больше чем 10 мм и меньше чем 70 мм, когда указанный имплантат находится в расширенном положении.
8. 8. Имплантат по любому из предшествующих пунктов, в котором расстояние между указанной приемной катушкой и указанной нагревательной катушкой больше чем 5 мм и меньше чем 50 мм.
9. 9. Система для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащая один или несколько имплантатов по любому из пп.1-8;

   генератор магнитного поля для генерации изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения имплантируемого устройства.
10. 10. Система по п.9, в которой генератор магнитного поля содержит ориентирующее средство для изменения ориентации магнитного поля, генерируемого указанным генератором.
11. 11. Система по любому из пп.9, 10, содержащая четыре имплантата по любому из пп.1-8.

    - 30 027111
12. 12. Имплантат для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащий электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушку и зависящий от температуры ЬС-контур, причем указанный ЬС-контур имеет резонансную частоту, которая зависит от температуры.
13. 13. Имплантат по п.12, имеющий конусообразную форму для имплантации в антральный отдел легочной вены.
14. 14. Система для лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, содержащая имплантат по любому из пп.12, 13, содержащий электрическую цепь, содержащую приемную катушку, нагревательную катушку и зависящий от температуры ЬС-контур, причем указанный ЬС-контур имеет резонансную частоту, которая зависит от температуры;

    генератор магнитного поля для генерации изменяющегося во времени магнитного поля в месте расположения имплантируемого устройства;

    устройство измерения температуры, выполненное с возможностью измерения резонансной частоты указанного ЬС-контура и выполненное с возможностью соотнесения измеренной резонансной частоты с температурой имплантата;

    средство управления температурой, выполненное с возможностью получения указанной температуры имплантата от указанного устройства измерения температуры; сравнения указанной температуры имплантата с заранее заданной температурой абляции; управления изменяющимся во времени магнитным полем, создаваемым указанным генератором магнитного поля на основе указанного сравнения.
15. 15. Система по п.14, содержащая четыре имплантата по любому из пп.12, 13.
16. 16. Способ лечения фибрилляции предсердий путем многократной абляции внутренних стенок легочной вены путем нагревания, включающий этапы, на которых имплантируют один или несколько имплантатов, выполненных в соответствии с любым из пп.1-8 и/или в соответствии с любым из пп. 12, 13, в одну или несколько легочных вен;

    прикладывают изменяющееся во времени магнитное поле в месте расположения указанных имплантатов, нагревая, тем самым, указанный один или несколько имплантатов до заранее заданной температуры абляции.