能量集中施加的熱治療方法及裝置的制作方法

專利名稱：能量集中施加的熱治療方法及裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及這樣一種諸如心臟燒蝕之類的醫療過程，以及涉及可用于這些和其它過程的裝置和組件。
背景技術：
心臟內結節(node)處產生的并沿心臟壁內延伸的傳導路徑輸送的電脈沖可以控制心臟的收縮或“跳動”。如心律不齊之類已知的這些心臟疾病涉及電脈沖不正常的產生或傳導。一種心律不齊是心房的纖維化或“AF”。通過沿穿過不正常傳導路線的一路徑故意地破壞這些心房壁組織，可以治療心律不齊。這會形成一條沿破壞發生的路徑延伸的疤痕。此疤痕會阻礙電脈沖的傳導。傳統手術會產生這樣一個疤痕，也會帶來與心臟手術相關的所有危險與費用。Swartz等人的美國專利5,575,776描述了另一種方法，該方法在心房纖維的情況下將一個承載著固定能量發射器的導管引入心室(如心臟的右或左心室)，其中發射器例如為可在其末梢尖端施加射頻(“RF”)的電極。而后，醫生移動導管，從而使尖端和固定發射器沿著所述的路徑前進。在AF中，所需的路徑通常是一個圍繞肺靜脈的開口或孔口(ostia)的封閉環。通過電極施加的RF能量可使組織加熱到足以使正常組織死亡并以疤痕組織代替的溫度。加熱到這樣一個溫度被稱之為“燒蝕”。通常，加熱到約60-80℃即足夠了。以導管尖端沿著活體心臟中的腔室內部的一條精確的路徑涉及固有的實際困難。盡管可以將彎曲的導向線放置在導管中，從而當醫生移動導向線時使導管尖端趨向于沿著導向線，但這種過程還是很困難。
Swanson等人的美國專利5,582,609描述了這樣一種細長的導管，該導管具有多個RF電極，這些電極沿其長度相鄰尖端設置在末端區域中。末端區域可以形成為一個彎曲的、環狀的結構，并且是可操縱的，這樣，電極可沿著所述的路徑，因此，可以施加RF能量以燒蝕心臟組織。在這種方法的一種變化形式中，電極安裝在這樣一種結構上，該結構敞開形成了環狀構造。然而，即使采用這些結構，仍難以確保RF電極所需的位置。Lesh的美國專利5,971,983描述了一種細長的導管，該導管的末端區域上分布著類似的RF電極，并且該導管使用導向線使末端區域定位在抵靠心臟壁的位置中。盡管該份專利提到了一種“諸如超聲波晶體元件之類的超聲波元件”以及諸如可理論上用于心臟組織燒蝕的多種其它裝置，但它未能提供一種細長的超聲波燒蝕裝置的結構。
如Lesh在國際公開物WO99/02096中描述的，AF中不正常的傳導路線通常從心臟壁起沿著肺靜脈延伸。因此，通過燒蝕圍繞肺靜脈和心臟之間連接處的每個肺靜脈的環中的組織可以治療AF。如’096公開物所描述的，這種燒蝕可以通過導管來進行，在導管進入心臟的末梢尖端處具有一個熱燒蝕元件，這樣尖端可以容納在適當的肺靜脈中。導管可以承載一個氣囊，該氣囊可以在靜脈中膨脹，并且將導管保持在位置中。而后，使燒蝕元件工作，從而在圍繞燒蝕元件的一個區域中施加熱量。在’096公開物中揭示的特定實施例中，燒蝕元件包括一個射頻(“RF”)發射元件，該元件承載在氣囊的表面上。使用RF能量燒蝕肺靜脈會在靜脈的內部形成一個粗糙的、遭受破壞的表面。這個或其他因素會導致肺靜脈狹窄或形成血栓，即形成血凝結。
’096公開物中的其他實施例揭示了超聲波換能器的使用。’096公開物中說明的較佳超聲波換能器是一個剛性的陶瓷壓電元件，該壓電元件設置在由一個氣囊圍繞的導管上。當氣囊膨脹時，壓電元件可保持遠離肺靜脈的壁。可以給壓電元件通電，從而通過包含在氣囊中的流體施加聲能，由此對圍繞氣囊的靜脈壁組織的環進行加熱。作為另一種變化形式，’096公開物示出了一種中空凹面圓盤形的超聲波發射器。’096公開物建議，發射器在機械上可圍繞導管軸線旋轉，從而燒蝕一個環狀區域。這些換能器即使用于燒蝕靜脈壁也存在諸多缺點，并且它們不適合燒蝕心室的壁。
諸如高強度聚焦超聲波(HIFU)之類的超聲波加熱可用于特定的治療應用。如共同受讓的國際申請PCT/US98/1062所揭示的，其國際公開號為WO/98/52465，該申請的全部內容援引在此以作參考，HIFU加熱通常使用具有一換能器陣列的超聲波發射器來進行。換能器用一驅動信號致動，從而發射出超聲波。波的相對相位調整可被陣列的機械結構以及驅動信號的相位調整來控制。這些因素可以被選定成使超聲波趨向于在焦點位置相互加強。焦點位置的組織被加熱到比其它位置的組織更熱的程度。如上所述，例如在2000年2月提交的未審定的共同受讓的美國專利申請09/496,988中以及未審定的、共同受讓的美國專利申請09/532,614中，通過諸如聚合的壓電換能器陣列之類的換能器陣列施加HIFU，以上兩份申請援引在此以作參考。這些陣列可以安裝在諸如可引入體內的導管之類的探針上，例如，引入血管系統或多穴的內部器官中。’988申請揭示了這樣一種換能器陣列，該陣列是可以變形的，從而可改變焦點的位置。
盡管現有技術中有上述這些努力成果，但仍需要對為用于治療心律不齊向心臟壁施加熱能的裝置和方法作進一步的改進，以使對相鄰組織的間接傷害最小化，尤其需要密切控制對心臟組織產生傷害的區域。對于為進行熱治療而用于將能量施加到人體的其他器官的裝置方法也相應地需要有進一步的改進。

發明內容
本發明即針對這些需要而作出的。
本發明的一個方面提供了一種用于在活體對象體內施加能量的裝置。根據本發明這個方面的裝置較佳地包括一個探針，該探針具有一個近端和一個適于插入病者體內的末端。例如，探針可以包括一個或多個導管。一個超聲波發射器相鄰探針的末端設置。
根據本發明這個方面的裝置還包括一個相鄰所述探針末端安裝在所述探針上的可膨脹結構。可膨脹結構具有一種塌陷狀態和一種膨脹狀態。可膨脹結構包括一個具有內部空間的反射氣囊。超聲波發射器設置在反射氣囊的內部空間之外。當可膨脹結構處于膨脹狀態中時，反射氣囊具有一個與發射器并置的作用區，這樣，由發射器發射出的超聲波能量可從反射氣囊的外側輻射到作用區上。因此，當反射氣囊以氣體來膨脹而一液體存在于反射氣囊之外時，反射氣囊內的氣體和液體將在作用區處形成一個反射界面。所發射的超聲波將從作用區朝著與膨脹結構相鄰的目標對象的組織反射。
更佳的是，可膨脹結構還包括一個結構氣囊，該氣囊具有一個圍繞超聲波發射器的內部空間。結構氣囊和反射氣囊最好在作用區鄰接。更佳的是，兩個氣囊在作用區處共享一個公共壁。在操作中，結構氣囊可以用液體來膨脹，這樣，反射界面可以通過結構氣囊中的液體和反射氣囊中的氣體形成在公共壁處。例如，探針可以具有分別與兩個氣囊的內部空間連通的獨立的管道。
結構氣囊最好具有一個透射壁，當所述可膨脹結構處于所述膨脹狀態中時，透射壁適于覆蓋目標對象內部器官的壁。在這種情況下，作用區被構造成，超聲波能量可從作用區反射出，并通過結構氣囊的內部空間到達透射壁。超聲波能量將通過透射壁到達內部器官的壁。可取的是，結構氣囊中的液體是一種具有的聲阻抗與體組織的聲阻抗接近的含水液體或其它液體，從而使在與組織的界面處的反射最小化。
更佳的是，超聲波發射器基本為圍繞中心軸線沿向前和向后方向延伸的一個旋轉面的形狀，而當可膨脹結構處于其膨脹狀態中時，作用區也基本為圍繞中心軸線的旋轉面的形狀。因此，作用區可將能量引至沿圍繞中心軸線的器官壁的環形或環狀路徑的一環形治療區域中。
更佳的是，作用區適于將作用區處反射的超聲波能量聚焦到一環狀焦點區域中，該焦點區域是沿著此路徑延伸的，但其具有的面積比作用區小。以這種方式，超聲波能量可以聚集起來提供較高的能量密度，這樣，施加的超聲波能量可沿著整個路徑提供快速加熱。例如，作用區可以為一個圍繞中心軸線的拋物線旋轉面。如下文要進一步解釋的是，這樣一個表面將使來自簡單的圓筒形超聲波發射器的能量聚焦到一個環狀焦點區域中。
根據本發明這個方面的較佳裝置例如可以用來燒蝕圍繞肺靜脈的孔的心房壁的組織。可以在幾分鐘或更短的時間內使用15W的超聲波功率燒蝕沿直徑約25-30mm的環狀路徑的組織，從而形成完全通過心臟壁延伸的完全的透壁損傷，從而提供一個完整的傳導塊。使用更高的功率可以實現更短的燒蝕時間。
沿較大直徑的環形路徑處理組織的能力是特別有利的，其原因在于，它允許心臟壁中的損傷形成，而不允許肺靜脈本身中的損傷形成。這使得肺靜脈的狹窄情況最小化，而肺靜脈狹窄是肺靜脈燒蝕最顯著的一個缺點。然而，當處于塌陷狀態中時，可膨脹結構和換能器可以變得非常緊湊。較佳地，當處于塌陷狀態中時，可膨脹結構和換能器的直徑約為4mm或更小，并且通過使探針通過血管系統前進，可以將可膨脹結構和換能器放置到心臟內。
可取的是，該裝置被設置成可將器官壁內的焦點區域設置離壁表面的所需深度處。利用壁內的焦點區域的超聲波燒蝕可以使壁表面處的粗糙疤痕組織的形成最小化，由此當裝置用于治療心臟時，可以使血栓形成最小化。焦點區域位于壁內也可促進快速加熱。
較佳地，結構氣囊具有與氣囊血管成形術領域和相關領域中的被稱為“非柔軟”氣囊的那些氣囊類似的特性。當膨脹時，這種氣囊是非常硬的，并且不會因為諸如血壓之類的生理壓力而變形。通常，這些氣囊膨脹至足夠的壓力，通常為若干大氣壓或更大。在較佳實施例中，結構氣囊以精確的形狀保持作用區，以確保精確的聚焦，并且可協助相對于心臟或其它需被治療的器官定位可膨脹結構，從而實現焦點區域的精確定位。
本發明的一個相關方面在于提供了用于在目標對象內施加能量的裝置。根據該方面的裝置提供了一個用于插入目標對象體內的可膨脹結構。可膨脹結構包括一個具有作用區的反射器。可膨脹結構具有一種塌陷狀態和一種膨脹狀態。該裝置還包括一個能量發射器，當可膨脹結構處于膨脹狀態且位于目標對象體內時，可操作能量發射器施加能量，從而使施加的能量可被引到反射器的作用區上并且被反射器的作用區反射至與反射器相鄰的目標對象的組織上。更佳的是，操作可膨脹結構可使能量聚焦并使之重新定向。聚焦作用最好通過反射器的作用區實現，雖然，如下將說明的是，可以使用諸如可膨脹透鏡之類的其它的可膨脹元件來實現聚焦。在可膨脹結構中同時提供聚焦和反射重新定向的能量實現了裝置的上述作用。在本發明的這個方面，能量發射器最好為超聲波發射器，但也可以使用其它形式的能量。
本發明的一個相關方面是提供了一種向活體目標對象施加能量的方法，該方法包括以下步驟將一可膨脹結構定位在目標對象的體內或相鄰其定位，其中的反射器為以上參照裝置描述的結構；以及使可膨脹結構變成膨脹狀態。該方法還包括這樣一個步驟將能量定向到反射器的作用區上，這樣，能量可從作用區反射出并定向到目標對象的一個所需區域上。更佳的是，除使能量重新定向之外，可膨脹結構還可使能量聚焦。可膨脹結構可設置在器官內或附近的目標對象的體內，能量可以被重新引到器官壁的一個所需的區域上，例如，引到心室的內壁上。如以上結合裝置所討論的，其中能量可以為諸如超聲波之類的聲能。在一種特定的較佳方法中，可膨脹結構被定位在心室中，而能量被引到沿心臟內壁上的一細長路徑延伸的治療區域上，例如沿著至少局部包圍最好完全包圍與心室連通的血管孔(如肺靜脈的孔)的一路徑。可取的是，能量同時引至整個路徑，由于整個路徑可以燒蝕，或者可以被同時治療，所以無須在過程中將承載可膨脹結構的探針重新定位。
根據本發明上述方面的較佳裝置和方法簡單且可靠。僅作為示例，大部分較佳實施例采用了帶有單一壓電元件的簡單的超聲波換能器以及可以已知技術構造的氣囊結構。
本發明的另一個方面提供了一種用于引導超聲波能量的聲波反射器，該反射器包括一第一或結構氣囊和一第二或反射氣囊，這些氣囊是可膨脹和可縮小的。至少當這些氣囊處于膨脹狀態中時，它們至少在作用區相互并置。可取的是，該結構包括一個與第一氣囊的內部連通的第一孔和一個與第二聽內部連通的第二孔，這樣，第一和第二氣囊可以填充有聲阻抗不同的不同流體，從而在作用區形成一個反射界面。根據本發明這個方面的結構可用作上述裝置的一個組件，或者也可用于其它應用。
本發明的另一個方面提供了一種監視和控制上述心臟燒蝕過程的技術。本發明的其它一些方面提供一些在氣囊結構使用后以便有序地使其塌陷的特征，從而便于在過程后將裝置抽出。
結合附圖，從下述較佳實施例的詳細描述中可以更顯而易見本發明的這些和其他目標、特征和優點。


圖1為與一心臟和肺血管一部分相連的根據本發明一實施例的裝置的示意圖。
圖2為沿圖1中的線2-2剖取的剖視圖。
圖3為示出了圖1裝置中的特定幾何關系的局部視圖。
圖4為與圖1類似的示意圖，其中示出了根據本發明另一實施例的裝置。
圖5、6、7和8為示出了根據本發明另一些實施例的裝置的局部視圖。
圖9為與圖1類似的示意圖，其中示出了根據本發明又一實施例的裝置。
圖10為示出了根據本發明另一實施例的裝置的局部立體圖。
圖11和圖12為示出了根據本發明另一些實施例的裝置的局部剖視圖。
圖13A為示出了根據本發明又一實施例的裝置的局部立體圖。
圖13B為示出了根據本發明又一實施例的裝置的局部立體圖。
圖14和圖15為示出了根據本發明又一實施例的裝置的局部剖視圖。
圖16為示出了一部分心房內壁的平面圖。
圖17和圖18為示出了在手術的不同階段中根據本發明又一實施例的裝置的局部立體圖。
圖19為在本發明一實施例中使用的一換能器的端視圖。
圖20為圖19的換能器的剖視圖。
圖21為圖19和圖20的換能器的一部分的立體圖。
圖22為圖20中示出的放大尺寸區域的局部示圖。
圖23為結合圖20-22的換能器的根據本發明一實施例的裝置的局部剖視圖。
圖24和圖25為根據本發明又一實施例的立體圖。
具體實施例方式
根據本發明一實施例的裝置包括具有一近端12和一遠端14的一探針結構10。為了便于說明，圖1中省略了近端和遠端之間的一部分探針結構。該探針結構包括一管狀的第一導管16、一圍繞第一導管的管狀的第二導管18以及在第一導管內延伸的一管狀引導導管19。第一導管16攜帶了一個與其遠端相鄰的圓筒形超聲波換能器20。該圓筒形超聲波換能器可以為諸如鈦酸鉛之類的陶瓷壓電元件或者諸如PVDF-TRF(聚偏二氟乙烯三氟乙烯)共聚物換能器。陶瓷壓電換能器通常形成為一由陶瓷壓電材料構成的單個的中空圓柱體，其內表面和外表面上設置有金屬電極(未圖示)。圓筒形的聚合壓電換能器可以包括一層或多層聚合的壓電材料，在每對相鄰的層之間帶有電極，并且在內表面和外表面上也帶有電極。聚合壓電換能器的內表面上通常設有一硬的背襯，例如一金屬或陶瓷管(未圖示)。換能器20的電極與一些導體(未圖示)相連，而這些導體在第一導管16內或沿著第一導管16延伸至位于第一導管近端的導體22。
第一導管和圓筒形換能器20形成了一條與探針結構的遠端相鄰的中心軸線24。第一導管具有末梢尖端26，該尖端26超越末端突出于換能器20。在第一導管的末端安裝有一第一氣囊28，此處又稱之為“結構氣囊”。第一氣囊包括一個由薄膜形成的活動壁32，該薄膜是柔性的，但可以形成一種膨脹時基本非柔軟的氣囊結構。可以使用與血管成形術領域中用于形成非柔軟的氣囊的材料類似的材料，如PET、PETG、尼龍、聚氨基甲酸乙脂、聚乙烯以及其它聚合物。通常，這些氣囊被膨脹至一個相對高的選定膨脹壓力，此處又稱為“設計膨脹壓力”，例如幾個大氣壓至10或12個大氣壓。這種大小的膨脹壓力可使氣囊相對較硬。從另一方面闡述，當氣囊膨脹到設計膨脹壓力時，氣囊將會呈現出可預測的、預定的形狀，盡管周圍血液和軟組織施加的外部壓力會有變化，但與上述形狀的偏差很小。氣囊壁具有抵抗設計膨脹壓力不破裂所需的最小厚度，例如，約為0.001英寸(1mil)或更小，較佳地約為0.5mil或更小。在圖1示出的氣囊膨脹的情況中，壁32為圍繞中心軸線24的一個旋轉面。氣囊的最大直徑約為24-28mm。前壁30可以由與壁32相同的材料形成，或者也可以由一種不同的材料形成。然而，較佳地，整個氣囊由單一材料形成為一個整體單元，例如由PET或其它聚合材料吹塑模制成一管子或型坯。前壁30通常是環形的，并且具有圍繞中心軸線24的一中心開孔34。前壁30通常可為圓錐形或穹頂形，并且可以從其與活動壁32的結合處向前突出。例如，前壁30可以為圓錐形，其所包括的角度約為120度。前壁30在其末梢尖端26處與第一導管16的壁相連，而活動壁32在換能器20的近端與導管26的壁相連。因此，換能器20被置于第一氣囊28的內部。
圖1示出的活動壁區域32的形狀可以為通過旋轉一母線或曲線38(圖3)而形成的圍繞中心軸線24的一旋轉面，而該曲線38是一拋物線40的一部分，該拋物線40的主軸線42橫向于并且最好垂直于中心軸線24。該拋物線的主軸線42是與線46垂直、通過拋物線焦點44的一條線，而線46又被稱為拋物線的準線。通過定義，拋物線是這樣形成曲線的，即，該曲線上的任何點至焦點44的距離與該點到準線46的距離相等。較佳地，前壁30的剛好位于焦點44的后側或近側。換言之，當氣囊處于膨脹的情況中時，拋物線母線稍稍處于前壁30的前方或末梢。盡管圖3中僅示出了母線38和作用區32的一個截面，但需理解的是，焦點可以位于所有圍繞中心軸線24的位置處的相同地點中。換言之，旋轉表面的焦點44是稍稍比前壁30前方的圍繞中心軸線24的一個圓。
一個孔31使第一或結構氣囊28的內部空間29與管狀第一導管16的內腔或內部孔33相連。第一導管與內腔連通的近端具有一個配合部48，這樣，流體可以被引入內部空間29中，以使第一氣囊28膨脹，或者從氣囊中抽出流體以使其縮小。在圖1示出的以虛條所示縮小的情況中，當第一氣囊處于虛線28’示出的縮小的情況時，第一氣囊徑向向內塌陷，并且密封地疊加在第一導管16和換能器20的外部上。
一第二氣囊50(此處又被稱之為“反射氣囊”)被承載在第二導管18的末端上。氣囊50具有一個局部閉合第二氣囊內的內部空間52的一個局部壁。該局部壁被設置在第一氣囊的活動壁區域32的后方或近端，這樣，氣囊50的局部壁可覆蓋第一或結構氣囊的活動壁區域32。氣囊50的壁在活動壁區域32的前邊緣處的接合部54處與氣囊28的壁相結合。這樣，第二氣囊50內的內部空間52局部由氣囊50的壁限定，并且局部由氣囊28的活動壁區域32限定。活動壁區域32是一個公共壁，該公共壁形成了第一和第二氣囊的若干部分，并且使第一氣囊的內部空間29與第二氣囊的內部空間52隔離開。第二氣囊的內部空間52在一孔57處與第二導管18中的內腔56連通，該孔57由第二導管的末端形成并且圍繞著第一導管16。第二導管的近端具有一個配合部58，這樣，流體可以通過孔58、內腔56和孔57引入第二氣囊的內部空間52中，以使第二氣囊膨脹，并且流體也可被抽出以使第二氣囊縮小。當第一和第二氣囊均處于縮小的位置中時，第二氣囊也向內朝著中心軸線24塌陷，這樣，處于縮小情部中的第二氣囊50’緊密地覆蓋在縮小的第一氣囊28’上。氣囊50的局部壁例如可以通過熱成形由諸如尿烷之類的材料形成，并且可以通過位于局部壁的前邊緣處的粘合劑粘附到氣囊28的壁上。
引導導管19在第一導管16的內部內腔33中延伸，并且通過第一導管的末梢尖端26延伸，這樣，引導導管60的末梢尖端可通過第一氣囊的前壁30的中心開孔34突出。引導導管19也是中空的，它具有兩個內腔(未圖示)。一個可膨脹的錨定氣囊62圍繞著末梢尖端60的外側，并且通過一個孔64與引導導管的一個內腔連通。引導導管的近端設有一個與該內腔連通的配合部66，這樣，引導導管和錨定氣囊62可以與用于膨脹和縮小的一流體源相連。引導導管的另一個內腔被設定成通過一導向線68。
在根據本發明一實施例的一方法中，導向線68穿過諸如患有心房纖維性顫動的人或其它哺乳動物之類的有生命的目標對象的血液循環系統，并且進入目標對象的心臟的左心房內的內部空間70中。導向線還穿入肺靜脈72內。病人身體外側的導向線的近端被設置在引導導管19的內腔中。當導向線被置于肺靜脈內時，探針結構同縮小的第一氣囊28、第二氣囊50以及錨定氣囊62一起沿導向線前進，并且由此穿過目標對象的血液循環系統，直到錨定氣囊62被置于肺靜脈內。錨定氣囊62可以通過諸如鹽水之類任何適當的流體來進行膨脹，從而使錨定氣囊膨脹，并且將其錨定在肺靜脈內的位置中。這使得第一和第二氣囊錨定在心室70內。第一氣囊的前壁30支承在肺靜脈72與心室70連通的孔或開孔74處的心臟壁的內表面上。
第一氣囊28是以水、鹽水或其它聲阻抗與身體組織的聲阻抗接近的含水流體來膨脹的。第二氣囊50是通過以量相對較少的諸如二氧化碳之類的氣體注入其內部空間52而膨脹的。第一氣囊的內部空間29內的壓力被調節至第一氣囊的設計膨脹壓力。該壓力基本在心臟內的主要壓力之上，并且可確保第一氣囊，尤其是活動表面32，處于其預先選定的結構中。第二氣囊內的壓力被選定為比第一氣囊內的壓力小，但仍高于心臟內的主要壓力。任何適合的流體源均可以用來使第一氣囊膨脹。例如，可以使用一個結合有任何便利類型的壓力調節器的一個壓力控制源。第二氣囊的內部空間52內的壓力不是關鍵的，足以將氣囊50的壁推離第一氣囊的活動壁區域32、但又不致于使第二氣囊破裂的任何氣體壓力均可以使用。
第一氣囊的內部空間29內的含水液體以及第二氣囊的內部空間52內的氣體在活動壁區域32處(即在分隔第一和第二氣囊的內部的公共壁處)形成的一個反射界面。因此，盡管活動壁區域32本身的材料形成了界面的一部分，但界面的反射率主要是由壁的相對側上的流體的聲阻抗決定的。界面的反射率由以下公式給出R＝(Z29-Z52)/(Z29+Z52)式中R為界面的反射率；Z29為第一氣囊28的內部空間29中的流體的聲阻抗；以及Z52為第二氣囊50的內部空間52中的流體的聲阻抗。
聲阻抗有時被描述為一種媒質中的聲音的速率或速度乘以該媒質的密度。更精確地說，聲阻抗被定義為由體積速度劃分出的聲壓。體積速度為媒質中的顆粒移動的速度。有代表性的含水流體具有的聲阻抗約為1.5MRayls，而有代表性的氣體具有的聲阻抗約小于10-4MRayls，這樣，界面32的作用區處的反射率通常至少約為0.9，更常見的接近1.0。
換能器20通過接頭22與電激勵信號源78相連，而換能器被致動以產生超聲波。超聲波如圖1和圖3中的箭頭80所示基本徑向向外地傳播。換言之，圓筒形的換能器可產生基本圓筒形的波陣面，這些波陣面基本徑向地向外傳播。這些波是通過作用區32處的界面反射的。由于界面是拋物線形的，因此，撞擊界面任何區域的波基本被反射至旋轉面形成的焦點44，即，反射進入焦點44處的基本環形或環狀的焦點區域。最好參見圖2，環狀的焦點圍繞著中心軸線24，并且圍繞著肺靜脈的孔74。該焦點區域稍稍位于前壁30之前，并且由此位于心臟組織之內，靠近心臟壁表面。例如，焦點區域可以位于與心臟壁厚度約一半相等的一深度處，例如，離壁表面約2-4mm。由于氣囊29內部的流體具有與心臟組織本身接近的聲阻抗，因此，第一氣囊的前壁30和心臟壁之間的界面處有最小的反射，從作用區32反射出的幾乎所有的超聲波能量可進入心臟壁內并到達焦點區域44。另外，對于從沿換能器20的長度的任何軸向位置發出的任何波，從換能器20的圓筒形表面徑向向外到達作用區32以及從作用區到達焦點44聲波運行的總距離是相同的。因此，來自圓筒形換能器的各個部分的超聲波能量將相長地加強從換能器的其它部分發出的超聲波能量。也就是說，來自換能器的各個部分的波陣面將與另一波陣面基本同相地到達焦點區域。因此，焦點區域44內的心臟壁組織將迅速被加熱。快速加熱將有效地燒蝕或殺死焦點區域內的組織，這樣，非傳導性的疤痕組織的壁可在焦點區域以及鄰近的組織中形成。一些超聲波能量可在壁表面和焦點區域之間被吸收，并在壁內比焦點區域更深的位置被吸收。為了提供一個完整的傳導塊，應通過整個壁厚使組織燒蝕，從而形成一個透壁傷痕。以一個約能發射15W聲波能量的換能器，可以在幾分鐘的作用中形成一個整個通過心臟壁延伸的燒蝕區域。更高的功率水平，例如高于30W的聲波能量是較佳地，最好約為45W，這類能量水平將提供更短的傷痕成形時間。由于聲能量同時引入圍繞肺靜脈的整個環狀路徑中，因此，整個過程無需重新定位探針即可以進行。
超聲波加熱和燒蝕提供了多個優于傳統RF加熱的優點。具體地說，幾乎沒有或完全沒有在心臟壁表面上形成粗糙的傷口組織的趨勢。由于通過傳統的RF加熱過程形成粗糙的疤痕組織趨向于促使血栓形成或血塊形成，因此上述這個優點是十分重要的。這些血塊會堵塞肺靜脈，或者會在血液循環系統中移動而堵塞其它的血管，從而帶來嚴重的后果。另外，圍繞孔的燒蝕，將燒蝕區域放置在心房壁中，而不放置在肺靜脈的內側，可以避免對肺靜脈的精細結構造成傷害，并且由此完全避免肺靜脈狹窄或使其最小化。對于治療普通成年人，焦點區域的直徑最好約為25-30mm。
當進行燒蝕過程之后，各個氣囊縮小，而整個裝置抽出。
根據本發明另一實施例的裝置包括一探針結構，該探針結構結合了第一導管116和一第二導管118，以及與參照圖1-3論述的相應的元件類似的一第一氣囊128和一第二氣囊150。然而，在其膨脹情況下的作用區132不具有拋物線結構。取而代之的是，活動表面是基本圓錐形的，并且與聲波換能器120以及探針結構110的中心軸線124共中心。因此，在作用區中，第一氣囊的內部空間129和第二氣囊的內部空間152之間的公共壁132以相對于中心軸線基本恒定的角度向前傾斜。聲波換能器120承載在滑動安裝在第一導管116內的附加導管101上。附加導管具有一個中心孔102以及一個輔助孔103。引導導管160被接納在附加導管的中心孔102內。引導導管密封在第一氣囊的前壁130上。一附加的氣囊104圍繞著圓筒形的聲波換能器120。附加氣囊104由一種柔性材料形成，如上述參照第一氣囊的作用區論述的那些材料。因此，氣囊104膨脹時具有一個可預測的、預先選定的形狀。處于完全膨脹情況下的氣囊104具有一種圍繞中心軸線124的旋轉面的形狀。旋轉面的母線凸出為其離聲換能器的軸向中間平面105的一點處離中心軸線的距離最大，并且從軸向中間平面朝著中心軸線124徑向向內彎曲。由于這種氣囊將在裝置的操作過程中作為一聲透鏡，氣囊104此處也被稱為“透鏡氣囊”。透鏡氣囊104與附加導管101的輔助孔103連通。附加導管101、換能器120和透鏡氣囊104可沿相對于第一導管116、引導導管160和第一氣囊128的軸向或向近端及末端方向滑動。
在使用中，該裝置基本以上述的方式放置。一旦氣囊被置于心室內，以上文所述的方式，通過將一液體通過第一導管116的內腔放置到第一氣囊的內部空間129以及通過將一氣體通過第二導管118的內腔放置到第二氣囊的內部空間152中，可以使第一和第二導管膨脹。透鏡氣囊104通過導管101的附加內腔103膨脹，其中帶有的流體具有的聲速比第一氣囊的內部空間129中的含水液體小，但其具有的聲阻抗接近于空間129中的液體。例如，注冊商標為FLUORINERT的碳氟化合物的液體具有的聲速小于水，但其聲阻抗與水接近。
對于圖4的實線示出的位置中的聲波發射器120和透鏡氣囊104，聲波發射器可如上所述地致動。此處再次說明，聲波發射器發射出的聲波在圖4的箭頭180示出的透鏡氣囊104內基本徑向地傳播。由于這些波會碰到透鏡氣囊104中的流體和第一氣囊的內部空間129中的流體，它們會如箭頭181所示折射成一種會聚的模式。會聚的聲波會朝著中間平面105上的、與中心軸線124共中心的環形焦點106聚焦。由于透鏡氣囊104內側和外側的聲阻抗很好地匹配，因此，在該界面處僅有微小的聲波反射。
由于會聚的聲波181向外朝著焦點106通過，它們會在第一氣囊壁的作用區132處碰到界面，并且如箭頭183所示基本軸向地反射，這樣，若干聲波會聚起來，并且在位于圍繞第一氣囊的前壁130前方的中心軸線124的圓形焦點區域144中彼此相長。因此，該裝置可以對焦點區域144中的心臟壁中的一部分組織施以熱治療，從而將焦點區域中及周邊的組織燒蝕。此處再次說明，組織是沿著圍繞肺靜脈72的孔的基本閉合的環狀路徑燒蝕的，而熱治療是在沿路徑的基本所有的點同時進行的。當所需的熱治療沿一個焦點區域144施加之后，聲波發射器120和透鏡氣囊104可以在第一氣囊120的內部軸向移動至104’處的虛線示出的位置，而聲波發射器可以被再次致動。以位于104’中的聲波發射器和透鏡氣囊，向外傳播的超聲波朝著中間平面105’聚焦。因此，超聲波會以距中心軸線124的較大半徑與反射器的作用區132相交，這樣，反射超聲波可聚焦在一個不同的焦點區域144’處。焦點區域144’是一個以比原焦點區域144更大半徑圍繞中心軸線124的一個環狀區域。因此，圍繞區域144’的組織可以受到治療。再次說明，組織是以圍繞肺靜脈的孔的環狀路徑治療的。發射元件和透鏡氣囊可以移至實線示出的位置和虛線示出的位置之間的若干位置中，從而使該超聲波聚焦成一環狀焦點區域，該焦點區域具有的半徑比焦點區域144大，但比焦點區域144’小。可以使用任何數量的此類中間位置，從而在任何數量不同的焦點區域上進行熱治療。在這種手段的一種變型中，透鏡氣囊和聲波發射器可以在這些位置的范圍上移動，同時聲波發射器連續操作，從而在焦點區域的范圍上傳播施加的聲波能量。
在另一種變化型式中(圖5)，圓筒形發射元件和透鏡氣囊的結合體被一個基本為旋轉面形狀的發射元件220來代替，但該發射元件220具有朝著一公共中間平面205傾斜的傾斜發射表面221、222，其中公共中間平面205是橫向于發射元件的中間軸線224的，這樣，這些發射表面將發射出朝中間平面205會聚的超聲波。這樣一個非圓筒形的發射元件可以形成為一整體塊的陶瓷或其它剛性壓電材料。或者，如1999年10月20日提交的共同受讓的美國臨時專利申請60/160,546所揭示的(該申請的所有內容援引在此以作參考)，這樣的發射元件可以由一條或多條柔軟的壓電材料形成。這樣的帶條可以被卷繞成螺旋狀，這樣，在一種被壓縮的情況下，帶條靠近中心軸線224放置。當該螺旋帶條膨脹時，一個或多個螺旋帶條形成了一個具有若干發射表面的旋轉體，這些發射表面通常沿著圍繞中心軸線224的一個旋轉面設置。這樣螺旋形的換能器可以包括多個壓電材料的帶條，這些帶條具有若干沿設置在一中間平面205的相對側上的不同方向傾斜的發射表面。又如所述申請60/160,546所揭示的，這樣一種換能器可以通過設置在螺旋卷繞的壓電材料內側的一個額外的氣囊201膨脹或壓縮。
在以上參照圖1-3論述的實施例中，聚焦功能是完全通過反射器結構的作用區32來進行的，這樣，反射器結構可以聚焦聲能并使其重新定向。相反，在參照圖4和圖5論述的裝置中，聚焦功能完全是通過透鏡氣囊或超聲波發射器來進行的，而反射器結構主要用于使聲音能量重新定向而使之進一步的聚焦。在另一種變化形式中(未圖示)，一些聚焦是通過一定形狀的換能器或透鏡來實現的，而反射器結構則使超聲波能量進一步聚焦。在又一種變化形式中，相鄰中心軸線324設置的一個發射組件320(圖6)，如參照圖4論述的一個圓筒形的發射器和透鏡或者參照圖5論述的一定形狀的一個發射器，可以提供朝著橫向于中心軸線的中間平面305會聚的超聲波。反射器結構的作用區324的形狀被設定成，將基本沿著圓筒形的路徑引導反射的超聲波，而不再使之進一步會聚。換言之，反射器結構會使反射的超聲波對準在一波束383中，該波束為中空圓柱形狀，其徑向厚度相對較小。在這種變化形式中，反射器結構不會聚焦引向心臟壁370的超聲波。然而，由于透鏡或成形的換能器的聚焦作用會使超聲波集中到反射器一個小區域上，來自整個換能器的超聲波則被集中到軸向波束383的一個相應小的截面區域中，這樣，相當的超聲波能量會集中在肺靜脈372上的一個狹窄的環狀路徑內。在這種設置中，超聲波能量可以更加均勻地通過軸向的心臟壁的厚度展開。
根據又一實施例的裝置(圖7)包括一個反射器結構，該種結構僅結合了一單個氣囊428。該氣囊會隨著這樣一種氣體或其它媒質膨脹，其具有的聲阻抗與血液或心室470內部的其它含水流體的聲阻抗基本不同。發射組件470置于第一氣囊外側，這樣，從發射組件發出的聲波會通過包含在心室470內的血液或其它含水流體到達反射鐵作用區432。以與上文所述基本相同的方式，超聲波能量可從作用區向前反射。以上述實施例，反射波束可以朝著一聚焦區域會聚，或者可以校準成一個具有中空圓柱形狀的波束。
根據本發明的另一實施例的裝置包括三個氣囊，這三個氣囊形成了三個內部空間529、550和555，這樣，第一和第二氣囊之間有一個第一界面532，以及位于第一界面之后、第二和第三氣囊之間的第二界面533。當第一氣囊以諸如含水液體之類的液體膨脹，而第二氣囊以具有的聲阻抗與液體的不同的氣體或其媒質來膨脹時，來自發射組件520的超聲波將在第一界面532處反射。在這種情況中，第三氣囊的內部空間555中的流體在反射器結構的工作過程中不起任何明顯的作用。在不同的操作情況中，內部空間529、550填充了聲阻抗基本相同的液體，而第三氣囊的內部空間555填充了與第一和第二內部空間中的流體聲阻抗明顯不同的氣體或其它流體。在這種情況中，在第一界面532處不會或基本不會有反射，但在第二界面533處會發生明顯的反射。因此，界面532或界面533之一可以用作反射結構的作用區。這種方法可以提供不同配置且與發射組件520關系不同的反射結構。因此，在操作過程中聲波能量的焦點或方向可以通過改變用于使第二氣囊膨脹的流體而改變，從而將聲波能量引向需被治療的不同的組織區域，例如引入較深或較淺的心臟壁內。在另一種變化形式中(未圖示)，在相對反射器結構基本固定的位置處提供一焦點的一種結構(如參照圖1所示論述的)是可以移動的，從而可將反射器結構的作用區帶向或帶離心臟壁，由此使心臟壁中焦點的深度變化。例如，反射器結構可以相對于錨定件62以及引導導管60滑動。連續的燒蝕或其它的熱治療可以使用這些不同的焦點深度來進行。在另一種變換形式中，反射器結構的構造可以被設置成，發射器結構相對于反射器結構的移動(如上文中參照圖4所論述的)使焦點的深度變化而不使焦點區域的半徑位置變化，或者使焦點區域的徑向位置和深度兩者都發生變化。
根據另一實施例的裝置包括這樣一種反射器結構，該反射器結構結合具有一作用區632的單個氣囊628，而該作用區632是由諸如金屬化的聚合薄膜之類的反光材料形成的。氣囊628的前壁630是由這樣一種材料形成的，該材料是透明的或者是可透過預定波長段的光輻射，如紅光或紅外線。光導纖維602形的光波導向器通過探針結構延伸至探針結構的近端(未圖示)。一源反射器603安裝在一支承件604上的第一氣囊內，而該支承件安裝在前壁630上，這樣，如圖9所示，當第一氣囊處于膨脹狀態中時，反射器與光導纖維的末端606對齊。在使用中，第一氣囊中的內部空間填充了諸如可透過施加的光輻射的氣體之類的一種流體。光導纖維的近端與激光器或諸如紅光或紅外線發射器之類的其它的光源相連。通過光導纖維輸送的光線輻射到源反射器603上，并且從源反射器重新定向進而到達可膨脹的反射器結構的作用區632上。在使用超聲波能量的上述實施例中，反射光聚焦或引導至圍繞中心軸線624的一環狀路徑內，并且被引至圍繞中心軸線624以及圍繞肺靜脈口的環狀區域644內的心臟壁中。此處再次說明，能量同時施加到整個環狀區域上。
以上參照超聲波能量應用的變換形式可以以基本相同的方法用于光能的應用。例如，反射器結構的作用區可以被設置成可使光能聚焦或使之重新定向成一基本校準的、具有中空圓柱截面的波束。另外，某些聚焦可以通過源反射器603或通過圍繞源反射器的透鏡(未圖示)來進行。在另一種變化形式中，以上參照圖1-8論述的聲波發射器可以由探針結構的聲波導向件來代替，用于將超聲波能量從探針結構近端處的聲波引向至反射器結構。這種配置方式可以包括與圖9的光源反射器603類似的源反射器，用于將超聲波能量徑向向外引導。
圖1中示出的引導導管和錨定件可以省略，例如圖5、6和8中所示的。另外，使用引導導管時可以不帶有錨定件。可取的是，反射器結構在心臟壁上適當位置的布置可在施加能量進行熱治療之前通過成像和/或定位技術來檢驗。例如，探針結構的某些部分或全部可以由在成像技術中可視的材料形成，例如，在熒光檢查法、CAT或傳統的X射線成像中使用的不透射線的材料。或者，反射器結構本身是在成像模式中可見的。例如，填充有空氣或其他氣體的氣囊在磁共振成像過程或超聲波成像過程中是易于看到的，而填充有一種液態的x射線反差劑的氣囊可以使用熒光檢查法看到。
組織的熱治療可以利用磁共振測量或成像來監控。為了便于這種技術。探針結構可以承載一個用于接收來自圍繞氣囊的組只的磁共振信號的小天線607。或者或另外，可以在包括在反射器結構內的氣囊表面上形成一個局部的天線609。這種局部天線可以通過延伸至探針結構近端的導線(未圖示)連接，而這種探針結構又與磁共振測量或成像裝置的RF信號接收器相連。這種局部天線的使用使得來自與氣囊相鄰的組織的磁共振信號帶有相對較大的信號與噪聲比，由此便于磁共振測量或成像過程。
在上述實施例中，該裝置可用于將施加的能量引入環形區域中。然而，在本發明的另一實施例中，反射器結構可以將能量引入一個不同形狀的區域中。例如，長度方向沿著雙腔導管901延伸的一種細長的反射器結構(圖10)具有一填充著一液體的第一腔室928以及填充著一氣體的第二腔室950，從而在這些腔室之間的壁處形成了一個反射的作用區932。這些特征是沿著導管縱向延伸的。一個細長的發射元件920設置成可將超聲波能量引到作用區上，從而能量可以聚焦在與導管平行延伸的一細長的焦點區域944上。在又一實施例中(未圖示)發射元件和反射結構可以與上文中參照圖1-9論述的那些類似地設置，但它們具有除旋轉面以外的形狀，從而可將能量引入一個非圓形的區域中。焦點區域無須形成為一個密閉的環形或環，取而代之的則可以形成一個局部的環或其它細長的路徑、一個點或任何不定的形狀。為了提供諸如弧形焦點區域之類局部的環，可以沿如圖1-9中任何一個示出的結構中的發射元件安裝一個屏蔽件，這樣，屏蔽件可以基本平行于發射元件的中心軸線延伸，并且阻斷沿特定徑向發射的能量。這樣的屏蔽件可以安裝在相對于裝置的剩余部分固定的位置中，或者，也可以由一個通過探針結構延伸的纜線圍繞線軸旋轉，從而變換屏蔽件的位置。反射器結構中作用區的反射率可以在圍繞軸線分布的若干區域的每一個中有選擇地控制。例如，圖1的第二氣囊50可以具有其內部空間52，這些內部空間又被劃分成圍繞中心軸周向間隔開的若干區域，每個這樣的區域與一個獨立的內腔相連，這樣，每個區域可以通過液體或氣體獨立地膨脹。作用區32或與第一氣囊的界面在第二氣囊含有液體的那些區域中是不反射的，但在第二氣囊包含氣體的那些區域中是可以反射的。在其它一些實施例中，發射器可以具有多個圍繞其周向隔開的信號電極，并且可設置用于向電極施加激勵信號的多根引線，從而在其圓周的任何選定部分上致動發射器。
在以上參照圖1-9論述的實施例中，當裝置處于操作情況下，第一或結構氣囊28的面向前的透射壁30與心臟壁的組織鄰接。這種鄰接使可膨脹的結構保持在相對于需被燒蝕的組織的一個已知的位置中，并且有助于確保焦點位置位于相對于心壁的表面所需的深度處。然而，需理解的是，可以在燒蝕位置處的透射壁與組織表面之間設置一流體媒質層。如圖11所示，第一或結構氣囊1028具有圍繞中心軸線1024的一環面形的透射壁1030。一鄰接凸部1002從環面內側上的透射壁向前延伸，并與中心軸線1024相鄰。一個基本圓筒形的定位凸部1006從鄰接壁1004向前延伸。定位凸部1006的前端具有一個圓錐形的引入壁1008。在示出的實施例中，鄰接凸部1002和定位凸部1006形成為第一或結構氣囊1028的一部分。該氣囊安裝在與承載導管末端相鄰的一承載導管1010上。
如上文中參照圖1論述的實施例中，一個超聲波換能器1020安裝在第一或結構氣囊1028的內部。一第二或反射氣囊1050也被承載在導管1010上。在圖17所示的膨脹的操作情況中，結構氣囊1028以諸如含水液體之類的液體來膨脹，其中液體具有的聲阻抗接近水和體組織的聲阻抗。反射氣囊1050是以氣體膨脹的，該氣體的聲阻抗明顯比結構氣囊中的液體的低，從而在分隔這些氣囊的內部空間的公共壁1032處形成了一個聲波反射界面。由此，氣囊1028和1050協作形成了一個可膨脹的反射器結構。
承載導管1010進入心臟內，而承載導管的末梢尖端螺旋進入肺靜脈1072中。定位凸部1006座落在肺靜脈的內腔中，并且使組件相對于肺靜脈的口定中心。當醫護人員將導管1010向前推進時，鄰接壁1004與直接圍繞肺靜脈的開孔的組織配合。這樣的鄰接使可膨脹的反射器結構定位，由此，預定位置的反射界面1032沿著軸線1024的方向以從前至后或末端向近端的方向離開透射表面1030和焦點1044處的組織表面之間的一個空間1032。該空間以存在于心臟內的血液填充。來自換能器1020的聲波能量在界面1032處反射，并且基本以以上參照圖1論述的方式通過反射界面聚焦到環形焦點區域1044上。由于空間1012填充著具有的聲阻抗和聲速與氣囊1028中的含水流體接近的血液，因此，該空間不會顯著地影響超聲波的傳遞。然而，組織表面液體層的存在有助于確保來自組織表面的相當均勻的熱傳遞。
圖11中示出的特定的鄰接結構僅是示范性的。例如，鄰接凸部1002和導向凸部1006無需與結構氣囊一體形成。這些元件可以形成為承載在承載導管1010上的獨立的氣囊，或者與形成反射表面的可膨脹結構物理相連。另外，鄰接結構無需提供圍繞中心軸線1024的連接的鄰接壁。例如，鄰接結構可以通過一組臂或其它的機械元件形成，這些機構元件在操作的情況下可從承載導管向外突出。或者或額外的是，鄰接元件可以圍繞透射壁的外側設置，也就是從中心軸線而不是從透射壁起設置。
圖12中示出的實施例包括一可膨脹的反射器結構1127，該結構帶有一個具有一透射表面1190的結構氣囊以及帶有一個反射氣囊1150，這與上文所述的類似，從而形成了一個反射界面1132以及一個聲音換能器1120。這些元件與上述實施例中相應的元件類似。由一組線材形成的一個可膨脹籃(basket)1102圍繞了這個可膨脹的反射器結構。可膨脹籃可以通過滑動安裝在承載導管1110中的致動導管1104致動。通過相對于承載導管1110向后收回致動導管1104，可以將可膨脹籃帶入至所示出的膨脹狀態中。籃結構將可膨脹的反射器結構1127保持在離心臟壁的表面一預定距離處，由此用作一個支架(standoff)，從而在透射壁和組織之間提供了一個空間1112。較佳地，籃結構包括穿過路徑或燒蝕區域延伸的相對較少的線材，這些線材具有最小的物理直徑，這樣，它們不會對燒蝕過程產生顯著地干擾。
籃結構也可以承載傳感電極1106、1108。例如，除用作電極的那些位置之外，每根線材可以覆蓋有一基本連續的電子絕緣覆層。線材通過導體(未圖示)與傳統的電生理學的電勢監控設備相連。盡管圖18中僅示出了兩個電極，用于生理的電勢監控設備的電極組可以包括兩個以上的電極。
電生理學的電勢監控可用于監控并控制燒蝕過程。電生理學的電勢沿心臟壁傳播。因此，設置在心臟壁上不同位置處的電極將在任何給定的時間中暴露于不同的電勢中。以這些不同改變的圖形代表了傳播的電生理學電勢。如果燒蝕形成了一個沿一封閉的、環形路徑延伸的完整的導電塊，這種環狀路徑的內部區域將與心臟剩余部分中傳播的電勢隔絕。電極1106和1108設置在離中心軸線1124的距離比離環狀聚焦區域1144更近的位置中，這樣，電些電極將與由聚集的能量形成的環狀燒蝕區域內部位置處的心臟組織配合。在燒蝕之前，穿過這兩個電極出現的電信號分具有這樣一個分量，該分量具有與心臟剩余部分中的電生理信號固定的相位關系。在燒蝕區域外側心臟中傳播的電勢可以通過額外的電極(未圖示)或者通過傳統的心電掃描(“ECG”)技術檢測到。一旦形成完整的導電塊，它將圍繞被電極接觸的區域，并且相對于心臟的剩余部分電氣隔離該區域。通過電極1106和1108出現的信號將改變，它們將不再具有與心臟剩余部分中的信號相連的分量。這種改變可以在聲音能量的施加過程中檢測到，而一旦完整的傳導塊形成，如電信號中改變所示出的，則可以終止聲能的施加。或者，第一預定期間可以應用用于燒蝕的超聲波或其它能量，并隨后終止。在這第一期間之后，電生理電勢可以被監控。如果塊完成，則過程終止。如果未完成，則重復該過程。
根據本發明另一實施例(圖13A)的裝置包括一個可膨脹的氣囊結構1227，這種氣囊結構具有一對設置在前部或透射壁1230上的環狀監控電極1206和1208。這些電極最好由薄的金屬覆層形成，例如，噴鍍的、無電鍍或電鍍的金。在本實施例中，氣囊結構的前部或透射壁1230被設置成至少在由電極1206和1208包圍的區域中與心臟壁接觸。與上文中參照圖11論述的導向凸部1106類似的導向凸部1210從壁1230向前凸出，并且在使用過程中進入肺靜脈的口內。
可膨脹的氣囊結構的末端1212(在本例中是導向凸部1210的末端)與滑動安裝在承載導管1216中的一引導導管1214機械連接。可膨脹氣囊結構的近端1213與承載導管1216機械連接。這些導管均朝探針(未圖示)的近端向后延伸。電極1206和1208通過沿氣囊結構延伸的導體1207和1209與在引導導管1214中延伸的導體(未圖示)相連。這些導體將電信號傳輸到位于病人體外的探針近端處的電生理監控設備(未圖示)。
引導導管和承載導管在使用過程中也是可以操縱的，以便于氣囊結構操作及抽出之后使氣囊結構塌陷。通常，生產廠商是以完全塌陷的狀態提供氣囊結構的，這樣，該結構可以具有較小的直徑。在這種狀態下，承載導管1216以及氣囊結構1227的某些部分或全部可以被容納在導入導管1218的內部孔中。導入導管在內部孔的末端處具有一個開孔1220。導入導管也朝著探針的近端延伸。當導入導管被放置在心臟內之后，承載導管1216和引導導管1214相對于導入導管前進，以將氣囊結構1227移出導入導管。氣囊結構膨脹至圖13A示出的操作狀態。在膨脹過程中，隨著氣囊結構從塌陷的狀態變化至膨脹狀態，末端1212以及引導導管1214相對于近端1213和承載導管1216向后或向近端抽動。在膨脹過程之后，通過從結構的內部抽出流體使氣囊結構塌陷。在塌陷過程中，醫護人員可以操縱引導導管和承載導管，從而隨著引導導管1214相對于導入導管1218向前運動，同時使承載導管留在相對于導入導管的一個固定的位置中；通過將承載導管縮進同時將導入導管留在固定的位置中，或者通過將引導導管和承載導管兩者移動，可使引導導管及末端相對于近端1213和承載導管向前或向后移動。這樣氣囊的末端可以沿著中心軸線1224被推離近端，這樣可以有秩序地促使氣囊結構塌陷成一個氣囊壁縮皺最小化的較小的、緊湊的單元。醫護人員可以相對于承載導管扭轉導入導管，從而在塌陷的過程中扭轉氣囊。在另一種變化形式中，無須故意的軸向延伸即可扭轉氣囊。在氣囊結構塌陷之后，通過向后拉動承載導管1216即可以將氣囊結構抽入引導導管1218的內部孔內。使縮皺最小化以及提供一種有秩序的塌陷有利于氣囊結構重新進入導向導管的末端內。另外，即使氣囊結構不能抽回入導入導管內，仍希望塌陷后能夠提供一種相對平滑的結構，從而以便于裝置從病人體內抽出。
在這種方法的一種變化形式中，可以在氣囊結構內設置一個諸如小形螺旋彈簧1250之類的彈性元件。該彈性元件可以被設置成，使之趨向于相對于氣囊的近端或后端1213向末端或向前推動氣囊的末端1212。當氣囊結構膨脹時，置于氣囊結構中的彈性元件壓縮在氣囊的末端和近端之間。在示出的實施例中，螺旋彈簧的近端抵靠在換能器1220的末端，而該末端又與氣囊結構的近端1213和承載導管1216機械連接。當氣囊結構內的流體壓力釋放而結構收縮時，彈性元件或彈簧1250可將氣囊末端推離近端。也可以使用其它形式的彈性元件，例如，一個圍繞引導導管的可壓縮的彈性體管。彈性元件的使用使得在收縮過程中無須通過承載導管和引導導管傳遞運動。這利于使用相對柔軟的、易彎曲的承載導管，并帶有類似的易彎曲的引導導管，或者根本不帶有引導導管。而這又利于裝置在心臟內的定位。承載導管可以具有一個柔韌性較高的區域，該區域形成了一個直接置于氣囊附近的柔韌的接頭。
在另一種變化形式中，當彈簧處于圖13B示出的軸向塌陷或壓縮的狀態中時，彈簧可以設置成彈簧1250’的線圈與另一個配合，從而形成了一個柱狀物，該柱狀物具有橫向于彈簧軸線彎曲的合理的剛性。例如，傳統螺旋彈簧的線圈可以由方形的線材形成。或者，該線圈可以被設置成，當彈簧軸向塌陷時線圈可完全或局部地套入另一個中。這樣的彈簧通常被稱之為“螺旋狀”彈簧。彈簧的近端與承載導管1216機械連接。在示出的配置結構中，彈簧的近端1251’安裝在諸如上述的超聲波換能器之類的伸長的能量發射器的末端上，而發射器的近端與承載導管1216’機械連接。較佳地，彈簧與發射器基本共軸，而這些組件的軸線與承載導管末端的中心軸線1224’一致。彈簧的末端1253’與氣囊的末端1212’相連，而氣囊的近端1213’與承載導管相連。由此，彈簧可阻止氣囊末端相對于近端橫向于中心軸線的移動，并且保持氣囊相對于承載導管，尤其是相對于發射器的定向。這將有助于在使用過程中保持由氣囊確定的反射表面的形狀，并且還有助于保持氣囊與發射器之間的對齊。在圖13B的實施例中，無需圖13A中示出的引導導管1214便可使用彈簧。
根據本發明另一實施例的裝置(圖14)包括一個可膨脹結構1327，與上文所述類似，該可膨脹結構1327包括一第一或結構氣囊1328以及一第二或反射氣囊1350。結構氣囊具有一個面向前的透射壁1130。一引導結構1331從前部或透射壁1330突出。然而，引導結構不會限制膨脹氣囊結構的向前運動。為了在透射壁1330和焦點位置處的組織之間提供一個支架或墊圈1312，透射壁1330被做成多孔的。因此，透射壁具有一排孔1314，這些孔分布在透射壁上。較佳地，這些孔設置在直接覆蓋環形焦點位置1344的一部分透射壁中，或者位于透射壁的相鄰區域中。盡管為了便于說明，圖20示出的孔1314是離散的，但這些孔也可以是微觀的。僅作為示例，可以通過氣囊壁激光燒蝕而在聚對苯二甲酸乙二酯(″PET″)氣囊的壁中形成。一種不會引起生物排斥的膨脹液體(例如一種等壓的鹽溶液)通過探針結構中的內腔(例如承載導管1310的內腔)引入結構氣囊1328中。該流體流過結構氣囊的內部空間并且通過孔1314流出，從而在透射壁的焦點區域1344的心臟組織之間形成一液體層。因此，雖然醫護人員通過向前推動承載導管1310將氣囊組件向前推進，但透射壁仍然不會與焦點區域處的心臟組織接觸。然而，反射界面被保持在相對于心臟組織表面的一個精確的位置中。
可取的是，孔1314對流動有相當的阻力，這樣，以流體通過氣囊的中等流速可以在結構氣囊1328的內部空間中保持相當的內部壓力。流動的液體最好引入與超聲波發射器或換能器1320相鄰的氣囊中，這樣，流動液體的一部分或全部將經過或通過換能器，并且將換能器內的溫度保持在所需的限度中。
在該方法的另一種變化形式中，可以在引導導管1331或向末端突出于壁1330的結構氣囊的導向構件上設置一個或多個孔1360。可取的是，這些孔也與結構氣囊的內部空間連通，或者與導管中的內腔(未圖示)連通，這樣，流體可以通過結構氣囊1328或通過結構氣囊的獨立的內腔供給到孔中。當焦點區域為環狀時，孔1360最好位于由焦點區域確定的環形面內，這樣，在透射壁上從孔向外流動的流體將通過焦點區域并且將流體層保持在透射壁和焦點區域的組織之間。
也可以將除超聲波能量之外其它的能量用于透射液體層，只要用于保持該層的流體對施加的能量是透明的。例如，在施加光能的情況下，流體層應是透明的。
在圖15的實施例中，膨脹結構結合了一個具有內部空間1429的結構氣囊1428，而在操作中，該結構氣囊1428填充有一種液體，并且膨脹結構還包括一反射氣囊1450，在如上所述的操作過程中，其具有的內部空間1451填充著氣體，從而提供了在壁1452處提供了一個反射界面或作用區。可膨脹結構還包括一個反射重新定向元件1402，該元件為具有內部空間1403的一個附加氣囊形狀，在操作過程中，內部空間1403填充著氣體。這樣，在氣囊1402的內部空間1403與結構氣囊的內部空間1429分隔開的壁處形成了一個附加反射界面1404。重新定向元件1402安裝在探針結構1410上，這樣，在使用中當所有氣囊膨脹時，重新定向元件1402可以與作用區1452并列。從作用區反射出的能量將被引到由重新定向元件1402形成的反射界面1404上。而后，能量將從該界面反射到焦點區域上。
該重新定向元件允許使用結構更緊湊的反射氣囊和作用區。盡管反射元件的使用是參照超聲波能量描述的，但是，相同的原理也可以應用到光能或其它的電磁能。在這種情況中，重新定向元件可以為一個具有金屬表面或其它反光表面的氣囊。在重新定向元件處形成的活動界面的形狀可以設定成，該界面可以進一步聚焦或校準其反射的能量。在又一種變化形式中，能量從重新定向元件反射回由該元件確定的反射界面的一附加部分上，例如反射到圖15中的氣囊1450和1429之間形成的一反射界面的附加部分上。因此，能量可以附帶地通過三個獨立的反射從發射器到達組織。這種方法可以結合附加的聚焦或校準元件，如反射元件。
在某些情況中，如以上參照圖1所示描述的，心臟壁的形態會使其難以利用沿環狀路徑聚焦的向前定向的能量來燒蝕出一個圍繞孔的完全封閉的環。例如，參見圖16，肺靜脈的孔1502相鄰于心房的附件1504。該心房的附件1504形成了一個與心房內部相連通的袋囊或凹部。換言之，如圖16所示，從心房中可以看到，心臟壁的組織凹進在附件1504中。參見圖16，凹部1504內的組織離觀察者比心臟壁的主要區域1506中的組織更遠。在孔1502和心房附件1504的開孔之間有一個處于主要區域1506的水平的組織1508的相對較窄的脊部。如果能量聚焦在燒蝕沿心房壁的主要區域1506上的環狀路徑的組織的一適合深度處，則它將不能順利地燒蝕凹部1504內的組織。如果路徑在心房附件1504的開孔上延伸，則沿路徑的區域1510不會發生燒蝕。為了形成一個完整的、封閉的環，可以在圍繞心房附件的一附加路徑1512和相交路徑1544形成一個附加的傳導塊。這樣，發生燒蝕的路徑1544的區域(附區域1510之外的區域)可形成一第一傳導塊，該傳導塊圍繞肺靜脈1502的孔局部延伸；而沿路徑1512的區域將形成一第二傳導塊，該傳導塊沿著心房附件1504的開孔延伸。這些傳導塊相互交叉，并且形成了一個圍繞心房附件開孔和肺靜脈的孔的基本封閉的傳導塊。第二傳導塊可以通過使用上述裝置或其它傳統技術燒蝕而成。以類似的方式，利用所述裝置和方法形成的傳導塊可以與天然的傳導塊協作，如心臟中的瓣膜開孔，或者與其它醫學上形成的傳導塊相連，從而提供一個合成的、封閉環狀的傳導塊。在這樣一個實例中，其中兩個肺靜脈相互緊靠著地設置，可以使用上述裝置和方法圍繞每個脈靜脈的口形成一個局部環狀的傳導塊，從而兩個局部傳導塊相互交叉。
根據本發明另一實施例的裝置(圖17和圖18)包括一個伸長的探針，該探針結合了一個具有內部孔的導入導管1610以及一個滑動安裝在導入導管的內部孔中的裙部構件(skirt member)1614，其中內部孔的末端具有一個開孔1612。裙部構件包括一個具有內部孔的管狀本體1616。該本體可以為一個附加伸長的導管的形狀，該導管一直延伸至探針的近端，這樣，在使用中可以直接從病人的體外操縱該本體。或者，本體1616可以與在導入導管1610內延伸的一導向線或其它構件相連，并且它能夠向前或向后傳送力。裙部構件1614形成了一個中心軸線1618，本文中又稱之為“裙部軸線”。裙部構件包括多個圍繞裙部軸線設置的肢狀物1620。每一個肢狀物具有一個近端1622，該近端可樞軸轉動地與裙部構件的本體1616相連，并且肢狀物還具有一個遠離本體的末端1624。肢狀物可以在圖18所示的塌陷狀態與圖17所述的膨脹狀態之間活動，其中肢狀物1620的末端位于相對靠近裙部軸線1618處。在膨脹的狀態中，肢狀物的末端1624設置得離裙部軸線比離近端1622更遠，這樣，每個肢狀物沿著徑向向外方向傾斜，沿著末端方向離開裙部軸線。該裝置還包括一個承載導管1626和一個安裝在承載導管上的氣囊1628。承載導管或包括在探針內的另一個導管具有一個與氣囊內部連通(未圖示)的膨脹管道，這樣，氣囊可以膨脹及收縮。圖17和圖18中示出的特定的氣囊1628形成為可膨脹結構的一部分，如上所述的，它們用于將能量引向內部器官的壁上。承載導管1626可以相對于裙部構件1614以及導入導管1610沿向前及向后(向末端及近端)的方向滑動。
當初始提供該裝置時，氣囊1628被裙部構件的肢狀物圍繞，并且該氣囊設置在導入導管1610內。當裝置被通入需被治療的心臟或其它器官之后，承載導管1626相對于裙部構件并相對于導入導管前進，并且氣囊膨脹。在這種情況中，肢狀物的末端圍繞著承載導管1626。
在進行了所需治療之后，裝置被帶入圖17示出的狀態中。在這種狀態中，裙部構件的肢狀物至少圍繞著氣囊的近端。可取的是，氣囊和承載導管相對于裙部構件進一步縮進，這樣，肢狀物可基本圍繞著氣囊。在肢狀物位于圍繞氣囊的位置的同時，氣囊縮小，而承載導管和裙部構件相對于導入導管縮進，這樣，肢狀物和氣囊可進入導管中。在這種運動的過程中，肢狀物有助于引導氣囊進入導入導管的孔中。
在這種方法的一種變化形式中，省略了導入導管，而裙部構件被用作一導入導管。肢狀物的末端通過若干易碎的或水溶性的元件(未圖示)固定在縮進的位置中，與這些元件的末端通過諸如圍繞肢狀物的一彈性帶之類的物件的彈性元件相互連接。此處再次說明，在氣囊使用之后，至少氣囊的近端，最好是整個氣囊，座落在裙部構件的肢狀物內。在這種情況中，裙部構件的肢狀物可以保持局部膨脹。然而，在抽出的過程中，肢狀物將用于引導縮小的氣囊通過血管系統或目標對象的其它組織。裙部構件和承載導管可以一起縮進，以使裝置從病人中抽出。
圖19至22示出了可用于本發明的一種較佳的超聲波換能器或發射器。Todd Fjield等人的同一日提交的共同受讓的、待審定的美國專利申請中也描述了這種換能器，該專利的標題為《超聲波換能器》，該專利申請所揭示的內容援引在此以作參考。該發射器包括一個薄型圓筒管子形狀的活動的壓電元件1702，該元件具有一個外部或前部表面1704和一個內部或后部表面1706。一個電極1708形成了壓電元件的前表面1704，而一個類似的電極1707形成了后表面。為了清楚地表示，圖20和圖22中的電極的厚度大大夸大了。在實踐中，電極較佳地由薄型金屬涂層形成，如覆蓋在實際壓電金屬上厚度為幾千埃的電鍍的或噴鍍的金屬覆層。一內部結構1710包括一個內部支承管1712和一個外部支承管1714。這些金屬管1712和1714最好由金屬的、導電材料形成。最好參見圖22，內部支承管1712的一端具有一個向外突出的肩部1720。在相對端部設置了一個類似的肩部1722。外部支承管1714具有一個圓柱形的內部孔。肩部或環1720、1722緊密地配合在外支承管的圓柱形孔內。由此，在支承結構的主要的長度部分上，在肩部1720和1722之間，有一個位于外部支承管1714的內表面和內部支承管1712的外表面之間的一個間隙1726。這些管子在肩部1720和1722處相互密封。在管子相互密封時，間隙1726中會填充著諸如正常室內空氣之類的氣體。這些氣體將永久保留在間隙1726中。
外部支承管1714的端部處具有一對向外突出的肩部1730和1732。每個肩部具有若干通過若干平面1736連接的弧形表面1734，這樣，每個肩部基本為一個帶有圓角的方形。弧形表面1734是與支承管1714的主要部分共中心的。從端視圖中可以看出，平面1736與支承管的主要部分的圓筒表面相切。最好參見圖19，管狀壓電電子元件1702支承在肩部1732和1730的弧形表面1734上，這樣，壓電元件的內表面1706與支承管1714的外表面共中心，但與支承管隔開，從而在外部支承管與壓電元件的內部或后部表面1706之間形成了一個管狀通道1740形的空間。通道1740通過壓電元件的內表面1706和外部支承管上的肩部的平面1736之間形成的小間隙1742通向換能器的外部。
在操作中，空間或通道1740填充著一種液體。發射器的前表面(活動的壓電元件的前表面1704)與可接收來自發射器的超聲波能量的媒質從聲音上相連。
例如，圖19-22的發射器可以用作圖23A中示出的裝置中的超聲波發射器1758。該裝置包括一個探針結構，該探針結構結合了一承載導管1760、一具有與承載導管相連的近端的結構氣囊1756以及一個通過承載導管的內腔或通過結構氣囊1756延伸的引導導管。引導導管1750具有一個內腔1752以及一個或多個孔1754，這些孔與該氣囊的末端相鄰并處于換能器1758的遠端的結構氣囊1756的內部空間連通。承載導管的內腔與一諸如含水液體之類液體源1761相連，例如水或鹽溶液，而引導導管1750的內腔與一排水管相連。液體源可以包括傳統的流體處理元件，例如包含液體的一容器以及將液體通過系統輸送的一個泵或重力進給配置結構。允許液體從與氣囊近端相鄰的承載導管1760通過與換能器的近端靠近的一環形開口，這樣，液體可以基本沿末端方向流體。該液體源和排出管被設置成可將液體以所需的壓力保持在氣囊中。
流動液體的大部分將通過換能器內的通道或空間1740。液體源和排水管的連接可以被轉向，從而提供反向流動，允許液體通過孔1754并且通過氣囊的近端進入承載導管1760內。另外，排出管也可以連接成進給該液體源，這樣，液體可以連續循環。另外，可以設置一個導流板結構，以引導更多的液體通過通道1740流動。在一個極端，發射器可以密封連接到承載導管1760上或連接到引導導管1752上，這樣，液體可以僅通過發射器的通道1740進入結構氣囊，或者，液體可以僅通過通道1740離開結構氣囊。以這種方式，所有通過結構氣囊的流體被引導通過通道1740。在另一種變化形式(未圖示)中，承載導管，或包括在探針結構中的另一導管，具有一個進給液體的內腔，并且具有一個抽出液體的內腔。這些內腔均在氣囊的近端處與結構氣囊的內部連通。進給液體的內腔與流體源1761相連，而抽出液體的內腔與排水管相連。因此，液體從近端(即，靠近發射器近端處的通道1740的開口處)進入及離開氣囊。可取的是，流體以適當的速度移動，這樣，流動流體的某些部分可通過通道1740。在圖23示出的配置方案中，發射器的前表面與氣囊1756中的液體接觸，這樣，發射器可將超聲波能量輻射入進入氣囊的液體中；氣囊中的液體用作與發射器的前表面相連的媒質。
間隙1726(圖20、22)中的空氣或其它氣體形成了一個帶有外部支承管1714的金屬材料的高反射的界面1713。在操作中，發射器通過施加在電極1707和1708之間的電勢激勵。該電勢是以預定的超聲波驅動頻率施加的，例如約為1-15MHz。可以利用傳統的超聲波頻率驅動器(未圖示)通過探針結構近端和發射器之間延伸的導電體(未圖示)來施加。例如，導體可以設置為一個或多個小型的同軸電纜，每個電纜包括一個內部導體和一個外部導體或護套。同軸電纜的護套可以被焊接或用其他方法連接到外部支承管上，而由此與壓電元件的內表面電極電氣連接，而內部導體可以與電極1708的外表面相連。
在發射器表面1713(圖22)和外表面1704處的反射界面以及這些表面處的材料的堆疊物構成了一個共振單元。當壓電材料被激勵，壓電材料將沿著堆疊物的由前向后的方向(即沿著表面1704和1706之間的方向(圖22中的上下方向)反復增長及縮小。超聲波振動通過堆疊物傳播，并且在堆疊物內的界面處并通過表面1713、堆疊物內部或后表面處的界面向前反射。界面1713和1704之間(包括空間1740內的液體壓)的堆疊物內部的各個層的尺寸被選定為，單元在驅動頻率時振動，這樣發射的聲波振動可從共振單元平行地通過前表面1704進入與前表面相連的媒質內。也就是說，通過堆疊物的外部或前部表面處的界面1704的能量比通過界面1713的多。盡管堆疊物內的界面處存在一些反射，如在限定液體通道1740的界面處，反射界面1713可有效地暴露到堆疊物中的超聲波振動中，從而在將發射物引至堆疊物前部中起到重要的作用。通道1740內的液體可有效地冷卻壓電元件和堆疊物的其它元件。因此，換能器元件1702的前表面和后表面均可被冷卻。這與傳統的空氣支持換能器明顯相反。這樣的換能器通常使用一層直接位于壓電材料的后表面之后的空氣，由此該種換能器幾乎或完全不具有從壓電材料的后表面傳遞出的熱量。令人驚奇的是，這種設計的發射器將電能轉換成通過前表面輻射入周圍媒質的聲能的效率與空氣支持發射器的效率相等。然而，根據這種設計的發射器可結合更好的熱傳遞來提供這種效率，因此，該發射器可以以比相同大小的同等空氣支持換能器明顯高的功率水平來操作。
共振單元中的各種層的材料的尺寸被優化為以在所需操作頻率確保最大的效率。可使用傳統的模型化技術用于此種優化。這種技術可以為Krimholtz等人的《用于基本壓電換能器的新型等價電路》(“New Equivalent Circuitsfor Elementary Piezoelectric Transducers″)(Electronics Letters，Vol.6，No.13，pp.398-399，1970年6月25)中描述的公知的KLM模型，該文獻的所有內容援引在此以作參考。各種層可以模型化為一個尺寸的元件，其僅具有與堆疊物的由前向后中的尺寸相應的尺寸，即，沿圖19-22的實施例中的徑向尺寸。更精確的優化可以通過有限元分析和/或實際建模與測試來實現。在圖25-28的發射器中，空間或通道1740中的液體形成了共振單元的一個整體部分。
內部支承管提供了一個通過發射器的通道，該通道用于裝置的導管、導向線或其它元件。通過反射界面1713可以將內部支承管以及設置在其內部的任何元件有效地與共振單元中的超聲波振動隔絕，并且由此不會影響發射器的性能。
優化的尺寸將隨著所需的操作頻率以及所采用的材料改變。然而，一個示范性實施例使用了由一種陶瓷鉛鋯酸鹽-鈦酸鹽合成物制成的管狀壓電元件，該合成物在本技術領域中被命名為“PZT-8”。管狀換能器的內部直徑為83mils(0.083英寸、2.1mm)，而壁厚為10.5mi1s(0.27mm)，這樣，壓電元件的外徑為103mils(2.6mm)。外部支承管1714的外徑為72mils(1.8mm)；環狀通道1740的徑向厚度為5.5mils(0.14mm)。外部支承管是由半硬黃銅形成的，其壁厚為5mils(0.13mm)。肩部1720和1 722之間的尺寸為325mils(8.25mm)，而換能器的有效長度為8mm。該換能器驅動頻率為9MHz時可達到其峰值效率。當換能器以9MHz工作時，換能器以20W到100W之間的功率水能可提供超過50％的效率。當換能器通過以每分鐘幾毫升的速率流動的水來進行冷卻時，換能器已達到以100W的功率水平進行的若干分鐘或更多時間的操作，從而約51W的輻射聲波功率。
在參照圖1論述的實施例中，一個可膨脹的錨定件62設置在通過反射器結構延伸的引導導管上的可膨脹的反射器結構的末端。在這種方法的另一種變化形式中，錨定件可用于在可膨脹的反射器結構上施加一個指向末端的力，從而將可膨脹的反射器結構向前推動。如圖24所示，可膨脹的錨定氣囊1960包括一個易于擴張的末端部分1902以及一個較不易于擴張的近端部分1904。這些部分在包圍錨定氣囊的邊界1906處相互連接。例如，較不易于擴張的近部可以由相對較厚的彈性體或硬度相對較大的彈性體形成，而更易于擴張的部分可以由一種薄的、硬度小的彈性體形成。當氣囊定位在諸如肺靜脈或其它血管結構之類的管狀解剖結構中并膨脹時，氣囊可不均勻地鼓起。較不易擴張的后部趨向于形成一個平坦的圓盤，而更易于擴張的末端部分可膨脹成一種基本圓錐的形狀。因此，在膨脹過程中，較不易擴張的近端部分1904的軸向或近端向末端的范圍隨著該部分轉變成圓盤形狀而減小。在此膨脹過程中，與邊界1906相鄰的錨定氣囊的區域與解剖結構配合。這樣，當近端部分1904的軸向范圍減小時，近端部分趨向于沿末端方向拉動反射器結構1927。這種拉動使醫護人員無須在過程中將反射器結構向末端推動，并且允許使用諸如高柔韌性的承載導管之類的高柔韌性的探針結構。通過一個可獨立操作的元件可以實現類似的拉動作用，其中可獨立操作的元件例如為波紋管或諸如形狀記憶合金元件之類的熱致動可收縮元件，它被機械連接在可配合在管狀結構或肺靜脈中的一個可膨脹的錨定件以及反射器結構之間。
上述裝置可通過傳統的醫療技術設置在內部器官中。例如，當該裝置用于心臟燒蝕時，可以通過進行心內直視手術而引入心臟中。然而，更可取的是通過血管系統放置該裝置而避免使用上述過程。較佳是，裝置通過上級或下級腔靜脈引入心臟，而后通過右心房以及通過卵形窩進入左心房。其它傳統的用于治療心臟的設備可以引入該方法中，從而使用傳統技術來引導并放置細長的探針。可以采用這種傳統技術來放置根據本發明的裝置。例如，承載裝置的護套或導入導管其本身可以是一個能夠輸送扭轉運動的活動的可操縱裝置或者一個“可扭轉”裝置。承載反射結構的承載導管其本身可為一活動的可操縱或可扭轉裝置。類似地，通過承載導管延伸的導向線或引導導管可為可操縱或可扭轉的。承載導管可以通過護套插入的預定形狀的導入導管被引入左心房內。當導入導管通過護套前進時，護套將導入導管保持在一種筆直的狀態中。當導入導管的末端從左心房內的護套中顯露出來時，導入導管的末端可呈現出其預定的彎曲形狀。承載導管和可膨脹結構通過導入導管前進，并且被導入導管引至心房內一個合適的位置。導入導管或承載導管其本身可以設置一個沿導管一部分延伸的一個偏轉線。偏轉線的末端固定在導管上的一點，這樣，通過拉動偏轉線可以使導管偏轉。可以使用這些或其它的傳統定位和操縱機構。
這些裝置和方法可以用來治療其它的心律失常，如通過燒蝕圍繞心律失常的焦點的一路徑。另外，這些裝置和方法也可用于除燒蝕心臟和循環血管的組織之外的其它用途。例如，可以以與心臟類似方式來治療任何多孔的內部器官，以燒蝕該器官的壁。在一種被稱之為胃食管反流疾病或“GERD”的情況中，可以通過將上述裝置定位在胃和/或食道內并燒蝕異常組織來治療胃或食道內的異常組織。另外，也可以使用上述技術來治療組織的管狀解剖結構，例如消化系統、呼吸系統或泌尿系統的結構。例如可以使用與上文參照圖15所論述的相類似的裝置來治療前列腺良性增生(“BPH”)，其中該裝置以基本圓錐形的模式來定向施加超聲波能量。在這種情況中，男性對象圍繞尿道的前列腺增大并趨向于阻塞尿道。該裝置可以插入尿道中，而超聲波能量可以被引導成一個尿道外但位于周圍的前列腺組織內的環狀焦點區域，從而燒蝕前列腺并緩解增大現象。從該裝置的中心軸線到焦點區域的半徑距離可以被選定為可使焦點區域位于前列腺其本身內或位于圍繞前列腺的包膜中。
另外，上述裝置和方法可以用于執行除燒蝕之外的熱治療。例如，可以施加高熱來加強藥物或其他藥劑在人體特定區域中的作用。
上述特定的流體和其它材料可以由具有類似特性的其它材料代替。例如，用作反射界面的氣體/液體界面可以用任何兩種聲阻抗明顯不同的流體的界面代替。在另一種變化形式中，反射作用區的構造或可膨脹透鏡的構造可以通過改變各個氣囊內的膨脹壓力來改變。為了以壓力的變化實現更多的構造變化，可以使用諸如彈性體材料之類更易于擴張的材料來形成氣囊的反射或折射區域。在又一種變化形式中，通過改變透鏡中的流體或周圍氣囊中的流體組合，可以調節可膨脹透鏡的焦點區域，同時保持透鏡的形狀恒定。例如，在圖4的實施例中，可以采用這種變化來調節焦點區域的軸向位置，并且由此調節焦點區域在心臟壁中的深度。
在上述配置方案中，用于使結構氣囊膨脹的液體可以用于溫度控制媒質。可將液體源設置成可提供所需溫度的液體。這樣確保了，結構氣囊和組織之間界面的溫度將基本保持為所需的溫度。換言之，解剖結構的壁處的邊界情況可以得到良好控制。受控制的溫度可以低于正常的體溫，以保持界面低溫并且防止心臟上皮細胞的燒蝕或使之最小化。相反地，較高的邊界溫度將促使焦點區域中與前壁相鄰的心臟壁的表面附近處的燒蝕。為了使這種效應最大化，結構氣囊中流體可以保持為剛好比無超聲波會導致組織損傷的溫度低，例如約41℃。
上述關于超聲波能量的應用論述的結構可以用于成像以及用于熱治療。在這樣一個實施例中，如圖1的換能器20之類的伸長的超聲波換能器設置為一系列沿導管軸線隔開的可單獨操作的環。每個環既可用作發射器也可用作檢測器。反射器結構可以具有一個圓錐形狀的作用區，從而使來自環的徑向定向的能量重新定向為沿軸向或向前方向。這種結構可提供與具有多個可單獨操作的同心元件的圓盤狀換能器相同的效果，從而形成一個向前定向的成像波束。然而，由于反射器結構是可塌陷的，因此，根據本發明該實施例的結構可更容易地插入存活對象的身體或另一個限制空間內。在另一種變化形式中，換能器或者帶有軸向隔開環的換能器的每個環可以又被劃分成圍繞換能器的軸線圓周向隔開的多個元件。
此處揭示的結構和方法便于反射結構中使用的可膨脹氣囊的定位、塌陷和抽出，該結構和方法也可以與其它用途的氣囊結合，例如，與血管成形術中的氣囊結合。
另外，上述裝置和方法可用于除治療活體對象之外的目的。例如，上述氣囊反射器結構可以用于多種用途的超聲波的應用。
隨上述特征的這些和其它變化形式及組織的應用，較佳實施例的上述描述僅是說明性的，而不對本發明起任何限制作用。
工業應用本發明可用于醫學及獸醫學的治療，以及可用于各種工業領域。
權利要求
1.一種在存活對象的體內施加能量的裝置，該裝置包括(a)一探針，所述探針具有一近端和一適于插入病人的體內的末端；(b)一超聲波發射器，所述發射器與探針組件的末端相鄰地安裝在探針組件上；(c)一可膨脹結構，所述可膨脹結構與所述探針的末端相鄰地安裝在所述探針上，所述可膨脹結構具有一種塌陷狀態以及一種膨脹狀態，所述可膨脹結構包括具有內部空間的一反射氣囊，所述超聲波發射器設置在反射氣囊的內部空間之外，當可膨脹結構處于所述膨脹狀態中時，所述反射氣囊具有一個與發射器并列的一個作用區，從而，所述發射器發射的超聲波能量將從反射氣囊的外側輻射到作用區上；由此，當所述反射器結構隨著氣體膨脹而液體存在于反射氣囊外側時，所述反射氣囊內的氣體和液體將在作用區處形成一個反射界面，而由所述發射器發射的超聲波能量將從所述作用區朝著與可膨脹結構相鄰的目的對象的組織反射。
2.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述探針具有一個與反射氣囊的內部空間連通的反射氣囊管道，所述反射氣囊管道朝著與探針的近端相鄰的一個位置延伸。
3.如權利要求2所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構還包括一個結構氣囊，該結構氣囊具有一個包圍超聲波發射器的內部空間，所述探針具有一個結構氣囊管道，該管道與所述結構氣囊連通，并且延伸至與探針的近端相鄰的一個位置。
4.如權利要求3所述的裝置，其特征在于，當所述可膨脹結構處于所述膨脹狀態時，所述結構氣囊在所述作用區處與所述反射氣囊相鄰接。
5.如權利要求4所述的裝置，其特征在于，所述結構氣囊和所述反射氣囊具有一個在所述作用區處分隔它們內部空間的公共壁，由此所述反射界面將在所述公共壁處形成。
6.如權利要求3所述的裝置，其特征在于，當所述可膨脹結構處于所述膨脹狀態時，所述結構氣囊具有一個適于覆蓋目標對象的一內部器官的壁的透射壁，所述作用區被構造成超聲波能量將從所述作用區反射出，并通過結構氣囊的內部空間到達所述透射壁，這樣，超聲波能量將通過透射壁到達內部器官的壁。
7.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述超聲波發射器基本為圍繞中心軸線沿前后方向延伸的旋轉面的形狀，當所述可膨脹結構處于所述膨脹狀態時，作用區也基本為圍繞所述中心軸線的一旋轉面的形狀。
8.如權利要求7所述的裝置，其特征在于，作用區形成的旋轉面沿離開所述中心軸線徑向向外的方向基本向前傾斜。
9.如權利要求8所述的裝置，其特征在于，所述作用區適于將活動表面反射的超聲波能量聚焦成一個環狀焦點區域，該焦點區域具有的面積比作用區小。
10.如權利要求8所述的裝置，其特征在于，所述旋轉面具有這樣一條母線，該母線基本為具有一主軸的拋物線的一部分的形狀，所述拋物線的主軸橫切所述中心軸線。
11.如權利要求7所述的裝置，其特征在于，所述裝置還具有一個具有一反射表面的透鏡，該反射表面基本為圍繞所述中心軸線并包圍所述發射器的旋轉面的形狀，所述透鏡使從所述發射器發出的超聲波能量朝著所述作用區聚焦。
12.如權利要求11所述的裝置，其特征在于，所述透鏡為一個可膨脹的透鏡，它包括一個具有內部空間的透鏡氣囊，探針還具有一個與透鏡氣囊的內部空間連通的透鏡氣囊管道。
13.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述作用區被構造成，當所述可膨脹結構處于所述膨脹狀態時，所述作用區處反射出的超聲波能量將聚焦成一個焦點區域，該焦點區域比作用區小。
14.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構可操作成基本將能量引向直接包圍一點的一區域。
15.一種在存活對象體內施加能量的裝置，該裝置包括(a)一插入目標對象體內的可膨脹結構，所述可膨脹結構包括一個具有一作用區的反射器，可膨脹結構具有一種塌陷狀態以及一種膨脹狀態，所述可膨脹結構包括具有一作用區的反射器；(b)一能量發射器，當可膨脹結構處于膨脹狀態并置于目標對象體內時，操作所述能量發射器可施加能量，這樣，施加的能量被引到反射器的作用區上，并通過反射器的作用區朝著與反射器相鄰的目標對象的組織反射，所述可膨脹結構可操作成使能量聚焦。
16.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述反射器的所述作用區被構造成，所述反射器將使所述作用區處反射的能量聚焦。
17.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述裝置還包括一個細長的探針，所述探針具有一近端和一適于插入病人體內的末端，所述可膨脹結構相鄰于所述探針的末端安裝在所述探針上。
18.如權利要求17所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構包括一第一氣囊，通過使所述第一氣囊膨脹可使所述可膨脹結構在所述塌陷狀態和所述膨脹狀態之間變換。
19.如權利要求18所述的裝置，其特征在于，所述反射器結構還包括一相鄰于所述第一氣囊設置的一第二氣囊。
20.如權利要求19所述的裝置，其特征在于，所述第一和第二氣囊包括一個公共壁，該公共壁形成了所述第一氣囊的一部分以及所述第二氣囊的一部分，這樣，所述第一和第二氣囊的內部通過所述作用區處的所述公共壁相互分隔。
21.如權利要求19所述的裝置，其特征在于，所述探針包括一與第一氣囊的內部連通的第一管道以及與第二氣囊的內部連通的所述諸導管之一的一第二管道，由此所述第一和第二氣囊可以填充不同的流體。
22.如權利要求19所述的裝置，其特征在于，當第一氣囊處于膨脹狀態時，所述發射器置于第一氣囊內。
23.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，操作所述發射器可施加電磁輻射。
24.如權利要求17所述的裝置，其特征在于，所述發射器包括一個沿所述探針延伸至與可膨脹結構相鄰的波導管。
25.如權利要求24所述的裝置，其特征在于，波導管具有一個末端，該波導管適于從波導管的末端發射所述電磁能量，發射器還包括一個與波導管的末端并列的發射器重新定向元件，這樣，發射器重新定向元件將從波導管末端發出的能量反射到所述反射器的所述作用區上。
26.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構還包括一個反射重新定向元件，所述重新定向元件與所述作用區并列，這樣，從所述作用區反射出的能量將輻射到所述重新定向元件上，并且將由所述重新定向元件反射。
27.如權利要求17所述的裝置，其特征在于，所述探針包括一個或多個近端向末端方向的導管，所述第一氣囊和所述作用區基本沿所述第一導管的近端向末端方向沿著所述一個或多個導管的第一個延伸，所述發射器包括一個沿所述第一導管延伸的細長發射器，所述作用區適于將能量從所述發射器反射進入一細長的焦點區域，該焦點區域基本平行于所述第一導管的近端向末端方向延伸。
28.如權利要求1或15所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構可操作成將能量引向一治療區域，該治療區域為沿著目標對象的內部器官壁的一細長路徑的形狀。
29.如權利要求28所述的裝置，其特征在于，所述細長路徑為基本封閉的環的形狀。
30.如權利要求28所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構可操作成引導能量通過器官壁的表面，并且將能量聚焦在一個焦點區域中，該焦點區域是沿著離所述壁的表面一定深度處壁內的所述路徑延伸的。
31.如權利要求30所述的裝置，其特征在于，所述細長路徑為基本閉合的環的形狀。
32.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述可膨脹結構可操作成基本將能量引至直接圍繞一點的一個區域。
33.如權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述第一氣囊具有一個透射壁，當所述第一氣囊處于膨脹狀態時，所述透射壁適于覆蓋內部器官的表面，所述發射器可操作成在第一氣囊的內部提供能量，這樣，從所述作用區反射的能量將通過第一氣囊的內部，并且將通過所述透射壁輸送到目標對象的組織。
34.一種用于引導超聲波能量的反射器，所述反射器包括一第一氣囊和一第二氣囊，所述兩氣囊是可膨脹并可縮小的，至少當所述氣囊處于膨脹狀態時，所述兩氣囊在第一作用區處相互鄰接，并且該反射器包括一個與第一氣囊內部連通的第一孔和一個與第二氣囊內部連通的第二孔，由此，所述第一和第二氣囊可以填充著具有不同聲阻抗的不同的流體，從而在所述第一作用區處形成一個反射界面。
35.如權利要求34所述的反射器，其特征在于，第一作用區的至少一部分是一個公共壁，該公共壁形成了所述第一和第二氣囊中每一個的一部分，這樣，所述第一和第二氣囊的內部通過所述公共壁分隔開。
36.如權利要求34所述的反射器，其特征在于，所述反射器還包括位于所述第一氣囊內的液體和位于所述第二氣囊內的氣體，由此反射的液-氣邊界在所述第一作用區處形成了所述反射界面。
37.如權利要求34所述的反射器，其特征在于，所述反射器還包括一第三氣囊，至少在所述第二和第三氣囊處于膨脹狀態中時，所述第二和第三氣囊相互鄰接，并且還包括一個與第三氣囊內部連通的第三孔，由此所述第一和第二氣囊可填充聲阻抗基本相同的流體，而所述第三氣囊可填充一種聲阻抗不同的流體，從而在所述第一作用區處形成一個基本無反射的界面，而在所述第二作用區處形成一個明顯反射的界面。
38.一種向存活的目標對象的內部器官壁施加能量的方法，該方法包括以下步驟(a)在目標對象的體內將一可膨脹結構定位在所述器官內或相鄰于該器官定位，并且使所述可膨脹結構變成膨脹狀態；以及(b)將能量引至所述可膨脹結構的一作用區上，這樣，能量可從所述作用區反射并被引到內部器官壁上，所述可膨脹結構將所述能量聚焦在一個焦點區域中。
39.如權利要求38所述的方法，其特征在于，在所述作用區處的所述能量反射使所述能量聚焦。
40.如權利要求38所述的方法，其特征在于，能量被引到所述作用區上，這樣，能量被引到所述器官壁的一個治療區域中，該治療區域為沿所述器官壁延伸的細長路徑的形狀。
41.如權利要求40所述的方法，其特征在于，能量被引導成使所述焦點區域可在離器官壁表面一定深度處在器官壁內沿所述路徑延伸。
42.如權利要求38所述的方法，其特征在于，所述可膨脹結構包括一第一氣囊，所述使反射器結構變為所述膨脹構造的步驟包括使所述第一氣囊膨脹。
43.如權利要求42所述的方法，其特征在于，所述第一氣囊形成一透射壁，所述定位步驟包括定位所述第一氣囊，以使所述透射壁可相鄰于器官壁，并且使所述能量從所述第一氣囊內引向所述作用區，這樣，能量在所述作用區處反射通過第一氣囊內部并通過透射壁進入所述焦點區域中。
44.如權利要求43所述的方法，其特征在于，所述定位步驟包括定位第一氣囊，以使透射壁相鄰于器官壁。
45.如權利要求44所述的方法，其特征在于，所述定位步驟包括定位第一氣囊以使透射壁與器官壁隔開，并且在透射壁和器官壁之間保持一層液體，由此，引導通過透射壁的能量通過液體層。
46.如權利要求45所述的方法，其特征在于，使所述第一氣囊膨脹的所述步驟包括以一種不會發生生物排斥的膨脹液體使第一氣囊膨脹，而保持液體層的所述步驟包括將膨脹液體排出第一氣囊的外部，這樣，至少一些排出的膨脹液體可通過透射壁和器官壁之間。
47.如權利要求43所述的方法，其特征在于，引導能量的所述步驟包括將超聲波能量朝著所述作用區引導，所述可膨脹結構包括一第二氣囊，而使所述可膨脹結構膨脹的所述步驟包括這樣一個步驟，以具有第一聲阻抗的第一流體使所述第一氣囊膨脹，以具有與所述第一聲阻抗不同的第二聲阻抗的第二流體使所述第二氣囊膨脹，由此在所述作用區處形成一第一反射界面。
48.如權利要求47所述的方法，其特征在于，所述第一流體具有的聲阻抗接近所述壁中的組織的聲阻抗。
49.如權利要求47所述的方法，其特征在于，所述第一流體為液體，所述第二流體為氣體。
50.如權利要求49所述的方法，其特征在于，所述方法還包括這樣一個步驟，即，通過使用這樣一種成像模式對目標對象成像來檢測所述反射器結構的設置，在這種成像模式中所述充有氣體的第二氣囊提供了反差。
51.如權利要求47所述的方法，其特征在于，所述反射器結構包括一第三氣囊，所述方法還包括以下步驟以具有的聲阻抗與所述第一聲阻抗基本相等的流體使所述第二氣囊膨脹，以具有的聲阻抗與所述第一聲阻抗不同的流體使所述第三氣囊膨脹，從而在所述第一作用區處提供一個界面并且在第二作用區處提供一個界面，第二作用區處的界面具有的反射率比所述第一作用區處的界面的反射率大，以及將超聲波能量引至所述第二作用區上，這樣超聲波能量可從所述第二作用區反射入與第一焦點不同的第二焦點區域中。
52.如權利要求42所述的方法，其特征在于，執行所述定位步驟使所述第一氣囊定位在心室中并且所述路徑沿心臟壁延伸，并且其中所述能量燒蝕心臟壁中的組織，以形成一個沿所述細長路徑的第一傳導塊。
53.如權利要求52所述的方法，其特征在于，執行所述定位步驟使所述第一氣囊定位在心室中并且所述路徑沿心臟壁延伸且至少局部圍繞連通該心室的第一血管的第一孔。
54.如權利要求53所述的方法，其特征在于，所述第一血管為肺靜脈，所述第一孔相鄰于心房附件的開孔，所述方法還包括形成一第二傳導塊，該傳導塊至少局部圍繞心房附件的開孔延伸，這樣，第一和第二傳導塊協作包圍并隔離包括所述第一孔和所述心房附件的所述開孔的心臟壁的一個區域。
55.如權利要求53所述的方法，其特征在于，所述路徑基本為圍繞所述第一孔的閉合環的形狀。
56.如權利要求40所述的方法，其特征在于，執行引導能量的所述步驟以同時將能量引入基本沿著整個細長路徑的所述焦點區域。
57.如權利要求38所述的方法，其特征在于，所述能量引導步驟包括引導能量通過一可膨脹的透鏡，以及改變所述可膨脹透鏡的結構，以使所述焦點區域的位置變化。
58.如權利要求38所述的方法，其特征在于，所述能量引導步驟包括將能量從一源頭引向所述作用區，以及改變所述源頭與所述作用區之間的位置關系，以使所述焦點區域的位置改變。
59.在哺乳動物的心臟壁中形成傳導塊的方法，該方法包括以下步驟(a)向治療區域施加能量，其中治療區域是沿著至少局部圍繞一區域的一環狀路徑延伸的，以沿著所述區域燒蝕組織；(b)在所述區域中檢測電生理信號；以及(c)響應所述電生理信號的變化而終止所述施加能量的步驟。
60.如權利要求59所述的方法，其特征在于，執行所述施加能量步驟，以同時沿著基本整個路徑施加能量。
61.一種向哺乳動物的內部器官壁施加能量的裝置，所述裝置包括(a)一探針，所述探針具有一近端和一適于插入病人的體內的末端，所述探針具有一個從近端附近向末端附近延伸的膨脹管道；(b)一結構氣囊，所述結構氣囊具有一個內部空間和一個具有一內表面的透射壁，其中內表面界定了所述內部空間和一外部表面，所述結構氣囊相鄰于末端安裝在所述探針上，所述內部空間與所述膨脹管道連通，所述結構氣囊安裝在所述探針上，這樣，當結構氣囊膨脹時，所述透射壁將與要治療的器官壁并列；(c)一發射器，所述發射器安裝在所述結構氣囊內的所述探針上，所述發射器被設置成可提供能量，這樣，可引導所述能量通過所述透射壁；以及(d)至少一個流體出口孔，該出口孔具有一個與所述結構氣囊的內部空間連通的入口，所述流體出口孔具有一個在透射壁外表面處或與之相鄰的出口，由此，通過使膨脹流體通過所述膨脹管道進入所述內部空間中以及通過至少一個流體出口孔到達透射壁的外側，所述結構氣囊可保持在膨脹狀態中，并且帶有一層使所述透射壁與器官壁分隔開的流體層。
62.如權利要求61所述的裝置，其特征在于，所述透射壁是多孔的，所述的至少一個流體出口孔包括所述透射壁中的多個孔。
63.如權利要求61所述的裝置，其特征在于，所述發射器安裝在所述探針上，這樣，從所述膨脹管道流向所述至少一個出口孔的膨脹流體通過所述發射器或在其附近通過。
64.如權利要求61所述的裝置，其特征在于，所述發射器為一個超聲波發射器。
65.一種用于治療哺乳動物的內部器官的裝置，所述裝置包括(a)一探針，所述探針具有一近端和一適于插入病人的體內的末端，所述探針包括一個形成一中心軸線的承載導管；(b)一氣囊，所述氣囊具有一個與所述承載導管相連的近端以及一個末端，所述探針具有一個與所述氣囊內部連通的膨脹管道；以及(c)使所述氣囊的所述末端相對于氣囊的近端向末端移動的裝置，由此，當承載導管處于延伸位置中時，通過引導流體通過所述膨脹管道可使氣囊膨脹，而通過膨脹管道抽出流體可使氣囊縮小，并且通過操作所述移動裝置可以使氣囊沿近端向末端方向伸長，從而沿橫切于中心軸線的徑向方向使氣囊明顯塌陷，以便于承載導管沿延端方向移動。
66.如權利要求65所述的裝置，其特征在于，所述用于移動的裝置包括一個彈性元件，所述彈性元件使所述氣囊的所述末端偏離氣囊的近端。
67.如權利要求66所述的裝置，其特征在于，所述彈性元件是一個設置在所述氣囊內的彈簧，所述彈簧具有一個與所述承載導管連接的近端以及一個與所述氣囊的末端機械連接的末端，所述彈簧包括多個圍繞所述氣囊的所述中心軸線的線圈，當所述氣囊膨脹時，所述彈簧處于塌陷狀態中，在所述塌陷狀態中所述線圈相互配合，這樣，所述彈簧可阻止橫向于中心軸線的變形，由此，所述塌陷狀態中的所述彈簧可將所述氣囊保持相對于承載導管的中心軸線預定定向。
68.如權利要求67所述的裝置，其特征在于，所述裝置還包括一個能量發射器，所述能量發射器設置在所述氣囊中并且與所述承載導管機械連接。
69.如權利要求68所述的裝置，其特征在于，所述能量發射器具有一個安裝在所述承載導管上的近端以及一個末端，所述螺旋彈簧在所述能量發射器的所述末端和所述氣囊的所述末端之間延伸，這樣，所述彈簧通過所述能量發射器所述承載導管機械連接。
70.如權利要求65所述的裝置，其特征在于，所述用于移動的裝置包括一個滑動安裝在所述承載導管中的導向構件，所述氣囊的所述末端與所述導向構件相連。
71.如權利要求65所述的裝置，其特征在于，所述用于移動裝置還可操作成使氣囊的末端相對于氣囊的近端轉動。
72.如權利要求65所述的裝置，其特征在于，所述探針還包括一個具有一內部孔的導入導管，所述承載導管滑動安裝在導入導管的內部孔中，以在一個縮近位置和一個延伸位置之間移動，在縮進位置中，所述氣囊位于所述內部孔中，而在所述延伸位置中，所述氣囊位于所述內部孔之外。
73.一種用于治療哺乳動物的內部器官的裝置，所述裝置包括(a)一探針，所述探針具有一近端和一適于插入目標對象體內的末端，所述探針包括一個形成中心軸線的承載導管；(b)一氣囊，所述氣囊具有一個與所述承載導管相連的近端和一個末端，所述探針具有一個與所述氣囊的內部連通的膨脹管道；以及(c)用于使所述氣囊末端相對于氣囊的近端圍繞所述中心軸線扭轉的裝置，由此，當承載導管處于延伸位置時，通過經所述膨脹管道引入流體可以使氣囊膨脹，而后通過經膨脹管道抽出流體可使氣囊縮小，氣囊可以沿橫向于中心軸線的徑向方向基本塌陷，以便于承載導管沿向近端方向移動。
74.如權利要求73所述的裝置，其特征在于，所述用于移動的裝置包括一個滑動安裝在所述承載導管中的導向構件，所述氣囊的所述末端與所述導向構件相連。
75.如權利要求73所述的裝置，其特征在于，所述探針還包括一個具有內部孔的導入導管，所述承載導管滑動安裝在導入導管的內部孔中，以在一個縮近位置和一個延伸位置之間移動，在縮進位置中，所述氣囊位于所述內部孔中，而在所述延伸位置中，所述氣囊位于所述內部孔之外。
76.一種用于治療哺乳動物的內部器官的裝置，所述裝置包括(a)一探針，所述探針具有一近端和一適于插入目標對象體內的末端，所述探針包括一個承載導管；(b)一氣囊，所述氣囊具有一個與探針的末端相鄰與所述承載導管相連的近端，所述探針具有一個與所述氣囊的內部連通的膨脹管道，這樣所述氣囊可以膨脹及縮小；(c)一裙部構件，所述裙部構件具有一個形成一裙部軸線的本體以及多個圍繞所述裙部軸線設置的肢狀物，每個肢狀物具有一個與裙部構件的本體樞轉連接的近端以及一個遠離近端的末端，所述肢狀物可以在塌陷狀態和膨脹狀態之間移動，在塌陷狀態中，肢狀物的末端與所述裙部軸線相鄰，而在膨脹狀態中，肢狀物沿末端方向徑向向外離開所述裙部軸線地傾斜，在準備抽出的狀態下，氣囊的近端設置在裙部構件的所述肢狀部和裙部構件本體的末端之間。
77.如權利要求76所述的裝置，其特征在于，所述裙部構件和所述承載導管可沿近端向末端方向相互相對地滑動。
78.如權利要求77所述的裝置，其特征在于，所述裝置還包括導入導管，所述導管具有一個末端和一個末端處帶有一開口的內部孔，所述裙部構件具有一個在所述肢狀部的各近端之間延伸的內部孔，所述裙部構件滑動安裝在所述導入導管的所述內部孔中，從而在一縮進位置和一前進位置之間移動，在所述縮進位置中，所述肢狀部至少局部地位于導入導管內，而在前進位置中，所述肢狀部的近端位于導入導管的末端，所述承載導管滑動安裝在裙部構件的內部孔中，以使其在一縮進位置和一前進位置之間移動，在縮進位置中，至少所述氣囊的近端位于所述導入導管內，而在前進位置中，所述氣囊位于所述導入導管的末端。
79.一種用于將醫療裝置定位在目標對象體內的錨定氣囊，所述氣囊包括一個近端部分和一個末端部分，所述這些部分具有壁，這些壁基本為圍繞在圍繞所述中心軸線的邊界處相互連接的公共中心軸線的旋轉面的形式，當氣囊處于縮小狀態時，所述兩部分沿所述中心軸線的方向伸長，所述近端部分具有一個遠離邊界的近端，所述近端部分比所述末端部分更不易于擴大，由此，當氣囊膨脹時，氣囊的近端部分將變形成一個基本圓盤狀的結構，而邊界和近端部分的近端之間的氣囊的軸向尺寸將減小。
80.一種醫用裝置，所述醫用裝置包括一個操作部分和如權利要求79所述的錨定氣囊，所述操作部分與所述錨定氣囊的近端部分的近端相連，由此，當錨定氣囊定位在管狀解剖結構內時，與邊界相鄰的一部分氣囊將與這種結構的壁配合，而近端部分的近端將沿末端方向推進，由此沿末端方向推進操作結構。
全文摘要
一種可塌陷的超聲波反射器，該反射器結合了一個填充氣體的反射氣囊(50)、一個填充液體的結構氣囊(28)以及一個設置在結構氣囊中的超聲波換能器(20)。換能器發出的超聲波能量由氣囊之間的高反射性界面反射。在心臟燒蝕的過程中，超聲波能量被聚焦到一個環形焦點區域(44)中，以燒蝕沿壁的一環形路徑延伸的心臟組織。還設置了用于使氣囊結構穩定的裝置以及用于便于氣囊結構塌陷與抽出的裝置。
文檔編號A61B18/00GK1455655SQ01815508
公開日2003年11月12日 申請日期2001年7月13日 優先權日2000年7月13日
發明者T·菲耶爾德, E·P·哈亨, D·E·阿克, P·D·洛帕斯 申請人:外科器械股份有限公司