脉冲球囊导管系统及其使用方法与流程

脉冲球囊导管系统及其使用方法
1.相关申请的交叉引用
2.根据35 u.s.c.
§
119(e)，本技术要求2021年11月2日提交的美国临时专利申请serial no.63/274,832、2021年9月7日提交的美国临时专利申请serial no.63/241,295以及2021年2月4日提交的美国临时专利申请serial no.63/145,641的优先权，其公开内容通过全文引用并入本文。


背景技术：

3.本部分提供了与本公开相关的背景信息，这些信息不一定是现有技术。本部分还提供了本公开的总体摘要并且本部分并不是对本公开的全部范围或所有特征的全面公开。
4.缺血性心脏病是世界上头号死因，它是由人类脉管系统内的动脉粥样硬化斑块积聚引起的。在世界范围内，这些疾病占心血管死亡的84.5％，占总死亡率的28.2％。缺血性心脏病是由一种被称为动脉粥样硬化的机制发展而来的，该机制是引起狭窄(动脉腔变窄)的脂肪和钙化物质的积累。冠状动脉和外周动脉都可能遭受到动脉粥样硬化斑块积聚。动脉粥样硬化引起的斑块积聚限制了通过这些动脉的血液流动，并能够导致主要的不良心血管事件(例如，心肌梗塞、截肢和死亡)。在动脉粥样硬化的早期阶段，斑块是柔软多脂的，但随着时间和疾病的进展，这些斑块在物理上硬化或钙化。在动脉壁最内层发展出的钙化斑块(cp)最为常见。这些cp是由羟磷灰石钙的沉积和重塑引起的，这是一个模仿骨形成的过程。受cp影响的血管弹性降低，血管灌注受损。由于这种顺应性和灌注的降低，cp与死亡和其他不良事件的风险增加相关联。
5.虽然很多cp患者是无症状的，但相当多的患者会发展出与缺血相关的症状和体征，并接受血管内修复或外科修复。鉴于其发病率较低，血管内方法通常受到青睐。然而，受cp影响的血管对有效的血管内治疗提出了特殊的挑战。为了治疗受cp影响的血管，通常使用一系列设备。首先使用球囊血管成形术(ba)对cp病灶进行预扩张。在ba期间，将球囊推进到受影响的动脉并膨胀以对受斑块影响的血管进行扩张，以恢复正常的血液流动。该预扩张步骤必须成功，然后才能成功使用二次疗法(例如，药物涂层球囊或支架)。为了成功地进行预扩张，ba必须对cp进行机械碎裂，以确保血管的长期开放或通畅，并重建周围健康血管的弹性。通常，使用高压、非顺应性的球囊来实现成功。然而，由于cp的强度，完全的球囊膨胀通常受到限制，并且cp保持未碎裂。在没有足够的球囊膨胀和cp碎裂的情况下，血管仍然存在残余狭窄，从而限制下游的血液流动，这表明结果不佳，立即或长期失效的风险高，需要额外的手术。为了确保病变血管的通畅性，必须克服cp的高破裂强度。
6.在标准ba期间，加压导管球囊用于对动脉粥样硬化斑块进行碎裂并将其膨胀到动脉壁中，以重建狭窄动脉的正常的血液流动。通常，球囊通过手动致动的螺杆驱动注射器进行加压，该螺杆驱动注射器将面向医生的手柄的旋转转换为注射器活塞的位移。注射器的手柄由临床医生旋转，直到系统内的压力达到期望压力，或者医生感知到钙化斑块的碎裂。在治疗期间，医生能够通过以下两种方式感知钙化斑块是否碎裂：(1)根据透视下的球囊轮廓(在心血管手术中常用的医学成像技术)，以及(2)根据液压系统内的(如压力表所示的)
压力降低。在血管成形术期间，将不透射线的染料(即，造影剂)引入球囊中，该染料在透视下照亮球囊和动脉壁的轮廓。当斑块完好无损且球囊加压时，球囊呈现出特有的狗骨的形状，其中近端边缘和远端边缘膨胀不受限制，但中间被斑块阻塞。狗骨的形状告知临床医生斑块的严重程度和分布。更均匀膨胀的球囊向医生表明斑块已得到治疗。用于感知斑块碎裂的第二种方法是通过附接到球囊的压力表来指示。当治疗严重和/或周向分布的斑块时，在球囊中，压力增加，直到斑块碎裂。在斑块碎裂之前，球囊保持先前描述的狗骨的形状。一旦碎裂，斑块不再限制球囊膨胀，球囊将斑块膨胀到弹性动脉中。利用这种球囊膨胀，球囊的体积增加，将其从狗骨的形状转变为完全膨胀的圆柱形。这种体积增加导致球囊中的压力下降，这种变化可以从连接的压力表看到或感知到。
7.为了克服cp的破裂强度，通常以标签外(即未经fda批准)的方式使用血管成形术球囊，以对受cp影响的血管进行激进式膨胀。在这种情况下，球囊加压超过其额定爆裂压力(即，》20-40atm的压力)，以实现扩张动脉的足够的球囊膨胀。这些激进的手术使患者面临更高的风险，例如21％的病例会出现球囊破裂，76％的病例会出现血管夹层，20-30％的病例会出现再狭窄(即术后血管重新变窄)。其他尝试使cp碎裂的治疗策略包括切割ba和划线ba和冲击波碎石术ba。切割球囊(球囊被锋利的金属刀片包围)和划线球囊(球囊被约束在金属笼中)旨在产生使cp碎裂的应力集中。在球囊加压过程中，金属刀片或笼可能会嵌入软组织或cp中，从而导致重大的手术问题。包括20-30％的病例出现再狭窄、6％的病例出现重大不良事件(例如血管穿孔、心肌梗死或死亡)的不良后果与这些球囊相关联。冲击波ba采用低压球囊，该低压球囊具有嵌入式冲击波生成碎石机。碎石术设备的短期疗效和安全性已通过临床试验得到证实；然而，最近的病例报告显示，这些》50atm的空化爆炸会导致危险的动脉夹层和穿孔。另一种常用的cp治疗方法是粥样硬化切除术，这是一种使用研磨去除cp的技术。然而，粥样硬化切除术在技术上更具挑战性，并且会研磨cp和周围的健康组织，这可能引起长期的血管损伤。
8.除了对患者预后的关注外，血管内手术和外科手术还会对治疗医生产生重大影响。在介入心脏病专家的职业生涯中，他/她会暴露于大约50msv-200msv电离辐射，相当于2,500-10,000次胸部x射线。在如此大量的辐射暴露下，治疗医生面临严重的长期健康问题，例如癌症、白内障、认知功能和生殖影响。为了降低电离辐射反向散射的风险，医生佩戴个人防护装备(ppe)(例如，沉重的铅服)进行保护。由于该ppe，据统计，有相当一部分介入心脏病专家报告了可能会缩短职业生涯的肌肉骨骼损伤。
9.现代医学的目标之一是确保高质量的护理，无论患者身在何处。在某些地方，由于缺乏经验丰富的医生或资源有限，无法提供这种护理。由于心血管手术会危及生命，因此，所有患者无论身在何处都必须获得同等的护理。因此，重要的是能够远程操作或从另一个位置操作为这些患者提供服务的设备。
10.因此，仍然需要改进球囊血管成形术设备和使用方法。


技术实现要素：

11.提供脉冲球囊导管系统。系统的各个方面包括：脉冲发生器；可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件。在实施例中，球囊导管组件包括：近端连接器，其可操作地将球囊导管组件连接到脉冲发生器，并且被配置为将脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二
脉冲能量；远端球囊；以及导管部件，其中导管部件包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道，该通道被配置为将第二脉冲能量从近端连接器沿流体通道传播到远端球囊。还提供机器人球囊导管系统和/或独立球囊导管系统的各个方面。还提供球囊导管组件和包含球囊导管组件的套件。还提供用于评估体内血管顺应性的系统和方法。还提供用于确定球囊导管系统的系统状态的系统和方法。系统、组件和套件可用于各种不同的应用，包括球囊血管成形术应用。
附图说明
12.图1提供了根据本发明实施例的系统的示意图。
13.图2提供了根据本发明实施例的导管球囊组件的视图。
14.图3a至图3h提供了根据本发明实施例的球囊导管组件的近端连接器的各种视图。
15.图4a至图4f提供了根据本发明实施例的脉冲发生器的手持式致动器的各种视图。
16.图5提供了不受约束的4mm直径
×
20mm长度球囊的压力-体积关系示例。
17.图6提供了实验测量的图5的球囊中的压力和由球囊输出的力的两个示例。
18.图7a提供了在各种物理约束下的压力-体积关系。图7b：(面板a-b)局灶性病变(箭头所示)的示例透视图像。(面板c-d)将球囊插入病灶并加压。在视图(面板c)中，球囊看起来有所膨胀。然而，在正常投影图像(面板d)中，球囊膨胀不足。图7c提供了在使用根据本发明的系统进行治疗期间获得的血管顺应性变化的测量示例。
19.图8提供了根据本发明实施例的被配置为评估体内血管顺应性的系统的示意图。
20.图9a和图9b提供了根据本发明实施例的被配置为评估体内血管顺应性的球囊导管组件的近端连接器的各种视图。图9c提供了根据本发明另一实施例的球囊导管组件的近端连接器的视图。
21.图10a提供了图9a和图9b所示的系统的膜位置、球囊体积和霍尔传感器输出之间的分析关系和实验关系的示例，而图10b提供了关于根据图9c的实施例的功能数据。
22.图11呈现了根据本发明的用于监测系统状态的示例性电子电路的电路图。
23.图12a示出了根据本发明的用于监视系统状态的示例性电子电路的操作结果。
24.图12b描绘了在治疗期间来自根据本发明的系统的完好(即，不泄漏)导管的压力和体积测量的示例行为。
25.图12c描绘了在治疗期间来自根据本发明的系统的完全失效导管的压力和体积测量的示例行为。
26.图12d描绘了在治疗期间来自根据本发明的系统的泄露导管的压力和体积测量的示例行为。
27.图13是具有硬化材料(例如，钙化斑块)的弹性管(例如，动脉)的示意性视图，该硬化材料嵌入该弹性管中，并且将通过根据本教导的一些实施例的动态球囊血管成形术(dba)技术和设备进行治疗。图13b是图13a的弹性管的示意性视图，dba血管成形术球囊导航至受影响区域并预加压。图13c是图13a的弹性管的示意性视图，dba血管成形术球囊循环至低压。图13d是图13a的弹性管的示意性视图，dba血管成形术球囊循环至高压。图13e是图13a的弹性管的示意性视图，根据本教导的原理，硬化材料碎裂。
28.图14提供了根据本发明实施例的脉冲治疗方案的图示。
29.图15示出了利用本发明的实施例执行自主血管成形术的手术步骤。
30.图16a示出了图形用户界面(gui)，操作员可以在本发明实施例的自主血管成形术手术(例如图15所示)期间利用该图形用户界面进行交互。图16b示出了根据本发明另一实施例的gui。
31.图17提供了根据本发明实施例的球囊导管组件的照片。
32.图18a至图18c提供了图17的球囊导管组件的近端连接器的各种照片视图。
33.图19提供了根据本发明实施例的球囊导管系统的图片。
34.图20a和图20b提供了微计算机断层扫描，详见下面的实验部分。
具体实施方式
35.提供脉冲球囊导管系统。系统的各个方面包括：脉冲发生器；以及可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件。在实施例中，球囊导管组件包括：近端连接器，其将球囊导管组件可操作地连接到脉冲发生器，并且被配置为将脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；远端球囊；以及导管部件，其中导管部件包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道，该流体通道被配置为将第二脉冲能量从近端连接器沿流体通道传播到远端球囊。还提供了机器人球囊导管系统的各个方面。还提供了球囊导管组件和包含球囊导管组件的套件。系统、组件和套件可用于各种不同的应用，包括球囊血管成形术应用。
36.在更详细地描述本发明之前，应当理解，本发明并不局限于所描述的特定实施例，因此其当然可以变化。还应理解，本发明的范围将仅受所附权利要求的限制，因此本文中使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，而不旨在限制。
37.在提供值范围的情况下，应当理解，除非上下文另有明确规定，否则在该范围的上限与下限之间的直至其下限单位的十分之一的每个中间值以及在规定范围内的任何其他规定值或中间值都包含在本发明中。这些较小范围的上限和下限可以独立地包含在较小范围内，并且也包含在本发明中，但受规定范围内任何明确排除的极限值的约束。在规定范围包括一个或两个极限值的情况下，不包括这些极限值中的一个或两个的范围也包括在本发明中。
38.某些范围在本文中以术语“大约”开头的数值呈现。在本文中，术语“大约”用于为其前面的确切数字以及接近或近似该术语前面的数字提供字面支持。在确定数字是否接近或近似于具体列举的数字时，接近或近似的未列举的数字可以是在其呈现的上下文中提供具体列举的数字的实质等效的数字。
39.除非另有定义，否则本文中使用的所有技术和科学术语与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同。尽管与本文所述的那些相似或等效的任何方法和材料也可以用于本发明的实践或测试，但现在仅对代表性的说明性方法和材料进行描述。
40.如同每个单独的出版物或专利都被明确和单独地指示通过引用并入本文，并且通过引用并入本文以公开和描述与引用出版物相关的方法和/或材料，本说明书中引用的所有出版物和专利均通过引用并入本文。对任何出版物的引用都是针对其在申请日之前的公开，不应被解释为承认本发明无权凭借在先发明提前发布。此外，所提供的出版日期可能与实际出版日期不同，这可能需要单独确认。
41.应当注意，除非上下文另有明确规定，否则在本文和所附权利要求中使用的单数形式“一”、“一个”和“所述”包括复数指代物。另外应当注意，可以起草权利要求以排除任何可选元素。因此，本声明旨在作为使用与权利要求要素的陈述相关的排他性术语(例如，“单独”、“仅”等)或使用“否定”限制的先行依据。
42.如本领域技术人员在阅读本公开后将显而易见的，本文描述和说明的各个实施例中的每个都具有分立的部件和特征，这些部件和特征在不脱离本发明的范围或精神的情况下可以容易地与其他几个实施例中的任何一个的特征分开或组合。任何所描述的方法能够以所描述的事件顺序或者以逻辑上可行的任何其他顺序来执行。
43.尽管为了语法上的流畅性和功能性解释，已经或将要对设备和方法进行描述，但应明确理解，除非根据35u.s.c.
§
112明确表述，否则不应将权利要求解释为必须以任何方式通过构建“手段”或“步骤”限制进行限制，而应在等效司法原则下赋予权利要求所提供的定义的全部范围的含义和等效物，并且在权利要求根据35u.s.c.
§
112被明确表述的情况下，应被赋予35u.s.c.
§
112规定的完全法定同等效力。
44.在进一步描述本发明的各个方面时，首先更加详细地描述了系统及其组件，然后回顾了使用系统的方法以及用于实践主题方法的套件。
45.脉冲球囊导管系统
46.如上所述，提供了脉冲球囊导管系统。本发明实施例的脉冲球囊导管系统被配置为提供远端球囊，该远端球囊将脉冲能量赋予与其接触的内部组织(例如，管腔血管组织(诸如，动脉内壁位置))，例如，以在期望的频率、占空比和振幅下增加和减少施加的压力的形式将脉冲能量赋予与其接触的内部组织。如本文所用，频率是每单位时间内全压力脉冲循环(峰-峰)的数量；占空比是单个压力循环中分配给高压段的时间百分比；而振幅是最大压力与最小压力之间的差。由于球囊赋予内部组织的能量是脉冲的，因此它会以限定或确定的频率和占空比变化(例如，增加和减少)。在ba治疗期间，远离远端球囊的血液流动可能被阻塞，这会限制治疗时间。为了在这段时间内实现成功治疗，脉冲频率和振幅必须将足够的能量赋予组织以对其进行治疗。虽然球囊赋予与之相关联的组织的脉冲能量的频率可以变化，但在一些情况下，频率是高频的，在一些情况下范围为0至100hz，例如0至25hz。类似地，球囊赋予组织的脉冲能量的占空比可以变化，在一些情况下范围为10％至100％，例如60％至80％。球囊赋予组织的脉冲能量的振幅可以变化，在一些情况下内部球囊压力的范围为0-100atm，例如0-30atm。如下所述，在给定的手术过程中，频率可以根据期望随手术进程变化(即，不保持恒定)。
47.脉冲能量在暴露于病变管腔血管组织时可有效治疗病变组织(例如cp组织)，同时减少对周围健康组织的负面影响。用于实现成功治疗的脉冲能量的重要特性可以包括所传递脉冲能量的频率和振幅。在实施例中，这种脉冲能量能够实现cp病灶的安全且受控的疲劳碎裂。疲劳碎裂是在压力下对结构进行循环加载并产生瞬时失效的过程。传统治疗对血管施加危险的高压爆破，会造成夹层和穿孔，而脉冲血管成形术采用放大器球囊中的低压高频振荡来启动cp病灶的低压疲劳碎裂。
48.机械系统中的输入信号与输出信号
49.所描述的实施例是动态物理系统，其中系统的输出(例如，实际的频率、占空比和振幅)由系统输入(例如，期望的频率、占空比和振幅)和系统特性(例如，导管长度、摩擦力
和流动通道内腔直径)制约。系统的实施例被配置用于在血管成形术球囊中生成受控的机械碎石脉冲，使得系统输出在一些情况下以最小的衰减跟随命令的或期望的输入信号。信号衰减是由于物理系统的特性导致的系统输出相对于输入的振幅减小。为了成功治疗，需要最小的衰减，即当输入脉冲能量从系统输入(例如，近端连接器)传播到系统输出(例如，远端球囊)时，输出脉冲能量(例如，在频率、占空比和/或振幅方面)与输入脉冲能量保持基本相似。因此，在一些情况下，近端连接器与远端球囊之间的任何频率变化(如果存在的话)将为30％或更少，例如5％或更少。在一些情况下，近端连接器与远端球囊之间的脉冲能量的任何振幅变化(如果存在的话)将为30％或更少，例如5％或更少。在一些情况下，近端连接器与远端球囊之间的脉冲能量的任何占空比变化(如果存在的话)将为30％或更少，例如5％。
50.本领域的现有技术(例如，如wo 2017/168145a1；us 2019/0000491a1；us 6348048 b1；wo 2001/010491a2和us 8574248 b2中所述)已经描述了在血管成形术球囊中生成压力脉冲的方法。然而，由于系统特性，现有技术要么需要在低频下进行以实现全压力脉冲，要么遭受信号的严重衰减。在低频压力脉冲的情况下，球囊无法在血管中生成足够的脉冲来实现任何改进的治疗效果。在高频压力脉冲的情况下，系统输出(即，球囊脉冲)无法跟随系统输入和/或系统输出被系统特性严重衰减，使得治疗无效。在其他情况下，系统被设计成使得输入压力本身生成有高摩擦损失(例如，活塞泵系统)，使得高频输入压力脉冲在传输到近端连接器之前被衰减。
51.如上所述，根据本发明实施例的脉冲球囊导管系统(其表示一种机械系统)包括脉冲发生器和可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件。系统的脉冲发生器是被配置为生成第一脉冲能量的部件，该第一脉冲能量能够由球囊导管组件转换为第二脉冲能量，例如，如下文详细所述。球囊导管组件被配置为接收由脉冲发生器提供的第一脉冲能量并将其转换为第二脉冲能量，该第二脉冲能量可以由远端球囊接收以将脉冲能量赋予内部组织位置，如上所述，例如用于dba或碎石术应用(例如，如下文详细所述)，以及用于血管最终后扩张(例如，在包含两种应用的治疗中)。也就是说，本发明的实施例可以首先用于向管腔组织(例如，血管)施加压力脉冲以裂解钙(即，受cp影响的组织)，然后使用传统的、非顺应性的球囊后扩张来膨胀血管，例如，如下文详细所述。现在对脉冲发生器和球囊导管组件的实施例进行更详细的评述。
52.脉冲发生器
53.第一脉冲能量可以根据期望变化，其中第一脉冲能量的示例包括但不限于：脉冲压力能量、脉冲机械能量、脉冲电磁能量等。由于第一脉冲能量是脉冲的，因此第一能量的大小随时间变化或调制，例如，根据确定的或已知的(例如，预定的)频率、根据用户和/或根据治疗进展(如下所述)随时间变化或调制。虽然第一脉冲能量的频率可以变化，但在一些情况下频率是高频的，在一些情况下范围为大于0至100hz，例如2至25hz。如下所述，在给定的手术过程中，频率、振幅和/或占空比可以根据期望随手术进程变化，即不保持恒定(例如，如下文结合图6所述)。频率、振幅和/或占空比也可以根据球囊导管的类型(例如球囊长度和/或直径、轴长度)、治疗类型、病灶硬度、病灶密度(例如，通过计算机断层扫描或血管内成像获得)或病灶形态等来变化。频率、振幅和/或占空比也可以根据用户输入、来自测量的负反馈和/或来自系统建模的正反馈来变化。
54.本发明实施例的脉冲发生器包括被配置成提供能量的电势源，该能量可以根据期望由调节器和振荡器进行调节，以提供第一脉冲能量的脉冲方面。可以采用任何方便的电势源，其中电势源的示例包括电压源、压力源、电磁源、电场源、化学源、激光源等。在一些实施例中，电势源是压力源，其中合适的压力源的示例包括但不限于：压缩气瓶、压缩机等。在期望的情况下，电势源可以可操作地耦接到调节器，该调节器用于将能量调制成合适的形式，使得振荡器可以进一步作用于该能量。例如，在电势源是高压气体源(例如，可以在气动脉冲发生器中采用的高压气体源)的情况下，调节器可以用于将气体的压力调节到能够输入到振荡器的合适值。除电势源和调节器外，脉冲发生器还可以包括振荡器。在这种情况下，振荡器用于调制来自电势源的电势能的大小和时序，以提供期望的第一脉冲能量。
55.脉冲发生器的不同组件可以存在于单个壳体中，或者可以作为两个或更多个不同的、可操作连接的单元来提供。在一些情况下，脉冲发生器部件中的至少一些存在于配置为手持式的单元中。在这种情况下，手持式部件(例如，手持式致动器)被设计成由单个成人的手来保持和操作。虽然这种手持式单元的外形尺寸可以根据期望变化，但在一些情况下，这种单元具有范围为20至150mm(例如50至80mm)的一般直径和/或宽度，范围为50至300mm(例如100至200mm)的长度，以及范围为100至2000g(例如500至750g)的质量。例如，脉冲发生器可以包括第一控制台部件和第二手持式致动器，该第一控制台部件容纳电势源和调节器，该第二手持式致动器包括振荡器和用于振荡器的致动器(例如，可操纵按钮)。手持式致动器可以包括电连接器，用于根据期望提供与球囊导管组件的各种部件的电连接。例如，电连接器可以用于接收关于隔膜位置、存储器和/或压力的数据，并且向这些传感器供电力，下文将进一步描述此类示例。
56.在一些情况下，脉冲发生器部件中的至少一些存在于可安装单元中，该可安装单元被配置为定位或固定在患者附近的手术台上，使得医生无需亲自到场治疗患者。在此类示例中，可安装单元被设计能在手术台上轻易地夹紧、固定或独立稳定，并能被远程控制单元操作。在此类示例中，可安装单元可以包括通信器，该通信器在单元和远端控制单元之间提供通信，其可以通过任何所需的硬件和/或软件配置来实现，并且可以被配置为使用有线或无线(例如，蓝牙或射频)协议进行通信。本发明的系统中所采用的脉冲发生器可以根据需要被配置成可重复使用或一次性使用。本发明的系统中所采用的脉冲发生器可以被配置成接收无菌套筒，使得可以在不污染手术室的无菌区域的同时使用该发生器。关于可用于本发明实施例的脉冲发生器及其组件(例如电势源、振荡器、调节器等)的更多详细信息，请参阅美国公布专利申请公开no.20200046949和待决pct申请serial no.pct/us2020/055458，其公开内容通过引用并入本文。
57.球囊导管组件
58.如上所述，除了脉冲发生器之外，本发明的系统还包括球囊导管组件。球囊导管组件被配置为接收来自脉冲发生器的第一脉冲能量，并将其转换为第二脉冲能量，该第二脉冲能量可以沿着组件的长度(例如，沿着组件的流体通道，例如液体通道)传播到远端球囊。当球囊导管组件将第一脉冲能量转换为第二脉冲能量时，它会以某种方式改变脉冲能量的形式。近端连接器可能改变能量形式的示例包括但不限于：气体压力和/或液体压力的流量和/或流量、机械势能和/或流体压力的动能和/或流量、光势能和/或流体压力的动能和/或流量、电场势能和/或流体压力的动能和/或流量、磁势能和/或流体压力的动能和/或流量
等。例如，如果第一脉冲能量是气动第一脉冲能量，则球囊导管组件可以被配置成将气动第一脉冲能量转换为第二液压脉冲能量，该第二液压脉冲能量可以从球囊导管组件的近端传播到球囊导管组件的远端，这是脉冲能量从气体转换为液体的一个示例。在一些示例中，球囊导管组件几乎没有衰减地将第二脉冲能量从近端传播到远端，其中任意衰减(如果存在的话)的振幅不超过减少30％，并且例如，如上所述在一些示例中不超过5％。
59.在一些示例中，球囊导管组件包括：(i)可操作地将球囊导管组件连接到脉冲发生器的近端连接器，并且其被配置为将脉冲发生器产生的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；(ii)远端球囊；以及(iii)导管组件，其包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道。
60.近端连接器是组件的部件，其位于组件的近端(例如，在近端或近端附近，例如距近端1cm内或更短)，其中近端连接器配置为可操作地将组件连接到脉冲发生器并将第一脉冲能量转换为第二脉冲能量，例如，如上所述。根据需要，近端连接器可操作地连接到脉冲发生器的方式可以变化，其中给定类型的连接器可以是压配合连接器、闩锁连接器、螺钉连接器、螺纹连接器、磁性连接器、按压连接连接器、yor-lock连接器、爪夹连接器、垫圈连接器、插座连接器、凸缘连接器、凸轮-凹槽插座、快速连接连接器等，根据需要，可以使用对准器或止动器来提供连接，该连接可重复且准确地将近端连接器相对于压力发生器和/或电连接器定位。
61.如上所述，在一些示例中，转换是流体到流体的能量转换，例如，其中第一脉冲能量是气动脉冲能量，而第二脉冲能量是液压脉冲能量。在此类示例中，近端连接器可以包括由膜隔开的近端腔室和远端腔室(例如，膜使远端腔室和近端腔室密封分开)。近端腔室可被配置为接收来自脉冲发生器的气动脉冲能量。近端腔室的体积可能会有所不同，在一些示例中从0.1ml到100ml不等，例如从1ml到4ml，其中在一些示例中，近端腔室被气体占据。在某些示例中，近端腔室形成最小体积的腔室，但仍然足够大以容纳填充球囊所需的体积变化。在这种情况下，将这个最小体积的腔室填充到特定压力的时间被最小化，从而可以增加该过程的频率。远端腔室与导管组件的流体通道流体耦接。远端腔室的体积可能有所不同，在一些示例中从0.1ml到100ml不等，例如从1ml到4ml，其中在一些示例中，远端腔室被气体占据。
62.分隔近端腔室和远端腔室的膜配置为响应于第一脉冲能量而移动，并在这样做时在连接器的远端腔室中产生第二脉冲能量。膜的尺寸可能会有所不同，其中在一些示例中，膜的面积范围为100mm2至5000mm2，例如500mm2至2000mm2。膜可以由任何方便的弹性(例如，柔韧)材料制成，其中在一些示例中，材料具有肖氏10a至肖氏90a(例如肖氏50a)的硬度，和0.5mm至5mm(例如1.0mm至2.5mm)的厚度。合适的膜材料的示例包括但不限于：硅氧烷、橡胶等，并且在部分情况下可以通过添加增强成分(例如编织物)来加强。如果需要，可以提供偏置组件(例如弹簧)，以提供默认或基准膜位置。例如，可以在膜的远端腔室侧提供弹簧，当将力从膜的近端腔室侧移开时，该弹簧将膜推回初始位置。在其他示例中，可以控制系统使得脉冲发生器向近端腔室提供恒定的压力(尽管很小，例如0.1至2个大气压)以抵消启动压力。这种反作用力允许将隔膜设置到适当的位置以开始治疗和开始测量。
63.虽然此类实施例的近端连接器的形式可以变化，但在一些示例中，近端腔室由近端凸缘限定，远端腔室由远端凸缘限定，其中近端凸缘和远端凸缘位于膜的一侧以限定近
端腔室和远端腔室，近端腔室和远端腔室可以通过分离膜彼此密封(例如，气密)。在此类示例中，近端凸缘可以包括垂直于(例如，轴向)近端凸缘的近端端口，该近端端口被配置为接收由脉冲发生器产生的第一脉冲能量(例如气动脉冲能量)。虽然近端端口的尺寸可能根据需要而变化，但在一些示例中，该端口的外径范围为1mm至30mm(例如3mm至8mm)，内径范围为1mm至30mm(例如2mm至7mm)。在此类近端凸缘具有近端端口的示例中，端口的长度范围可能为1mm至50mm，例如3mm至10mm。在此类示例中，远端凸缘可以包括将远端腔室与导管的流体通道流体耦接的远端端口。虽然远端端口的尺寸可能会根据需要而变化，但在一些示例中，该端口的腔直径范围为0.1mm至10mm，例如1mm至3mm。
64.在近端腔室包括近端端口的示例中，近端端口与端口流体耦接。在此类示例中，近端端口和近端腔室之间的连接处可以包括喷嘴和/或扩散器，在部分情况下，喷嘴和/或扩散器可以由近端凸缘几何形成。在此类示例中，喷嘴或扩散器可能会以牺牲流体压力为代价来增加或减少流速。随着流速的这种增加或减少，能量转换的特性(例如能量转换的斜坡时间或平滑度)可以得到改善。在气动流动的情况下，气体的速度可能高到足以引起可压缩流体现象，例如在音速流动或超音速流动中。在这种情况下，可以使用专用的流量喷嘴(例如收敛-发散喷嘴)来优化流速。
65.如果需要，近端连接器可以包括一个或更多个传感器，例如，这些传感器被配置成提供关于连接器和/或球囊导管组件中的一个或更多个组件的数据。任何方便类型的传感器都可以包括在近端连接器中，其中感兴趣的传感器包括但不限于：压力传感器、位置传感器、位移传感器、近距传感器、流量传感器、温度传感器等。在一些示例中，近端连接器包括可操作地耦接到远端腔室的压力传感器。在此类示例中，压力传感器可以检测远端腔室中液体中的压力及其变化。当包括压力传感器时，可以存在任何方便类型的压力传感器，其中可能存在的压力传感器的示例包括但不限于：电阻式、电容式、压电式、光学式和基于mems的压力传感器等。在部分情况下，这些压力传感器可以测量近端连接器处的压力，而在其他情况下，可以在球囊长度处或沿球囊长度读取压力。为了测量球囊上的这种压力，例如，可以使用基于光纤的传感器。在部分情况下，近端连接器包括膜位置传感器，该膜位置传感器被配置为在给定时间(例如，在系统使用期间)提供关于膜位置的空间数据。当存在膜位置传感器时，可以使用任何方便的膜位置传感器。在一些示例中，膜位置传感器是霍尔传感器，例如，其可与一个或更多个磁铁(例如，永久磁铁或电磁体)结合使用，这些磁铁相对于膜位于固定位置处，例如位于近端连接器或脉冲发生器(例如，手持式致动器)等的固定位置处，使得所述一个或更多个固定磁体被定位成在膜移动时调制霍尔传感器的电压。在其他示例中，膜位置传感器可以是光学传感器、电场电势传感器、电阻传感器、磁性传感器、角度传感器或加速度传感器。此外，可以使用这些传感器的任意组合收集膜或隔膜的位置数据。在采用膜位置传感器组合的情况下(例如，为了确保传感器在各种频率上提供正确的数据)，可以通过例如本领域已知的“传感器融合”技术对传感器数据进行组合。当存在膜位置传感器时，膜位置传感器可用于各种不同的目的，例如，评估血管顺应性和治疗(如下所述)、评估球囊导管组件的正确填充、提供评估膜是否已被拉伸超过所需阈值的方法等。膜传感器的制造方法可以包括但不限于：粘合、直接印制、焊接、包埋等。
66.如果需要，近端连接器还可以包括电组件。电组件可以被配置成执行许多功能，例如但不限于：为一个或更多个传感器供电、控制一个或更多个传感器、存储从一个或更多个
传感器获得的数据、将传感器数据从一个或更多个传感器传输到另一个位置、存储关于球囊导管组件的信息、写入和/或读取数据等。电组件可能会有所不同，在一些示例中可能包括电路和/或存储器。当存在存储器时，存储器可以存储各种不同类型的信息，包括但不限于：关于球囊导管组件和/或其部件的信息(例如，远端球囊的有效期、批号、球囊尺寸(例如球囊直径和长度))；球囊额定破裂和标称压力；循环限制(例如球囊额定允许的循环次数)；所使用循环；允许的脉冲频率或持续时间；上次使用；球囊参考压力-体积曲线；和/或使用指示等。当存在时，电组件还可以包括连接器，例如，用于可操作地将电组件连接到脉冲发生器的连接器。电组件可以以任何方便的配置存在，例如包括柔性印刷电路板在内的印刷电路板。在部分情况下，传感器可以无线传输数据，例如通过蓝牙射频。
67.近端连接器的各种组件，例如如上所述，可以存在于壳体中或包覆成型，例如，壳体被配置为在意外跌落期间或在包装期间保护近端连接器组件。壳体(如果存在)可以由适当的刚性材料(例如聚合物材料)制成，并且可以根据需要透明或不透明。
68.如上所述，球囊导管组件可以包括位于近端连接器和远端球囊之间的导管组件。导管组件被配置为将第二脉冲能量从近端连接器传播或输送到远端球囊，例如如上所述，以最小的衰减(如果有的话)进行传播或输送。导管组件包括被配置为用作导管的一部分(例如轴)，使得它可以被引入人类或另一动物(例如哺乳动物)的内腔中。虽然该部分的尺寸可能有所不同，但在一些示例中，该导管部分的外径(od)范围为1.50mm至2.50mm，例如1.75mm至2.20mm。
69.虽然导管组件的结构可能有所变化，但在一些示例中，导管组件包括近端柔性管、远端导管轴(即导管部分，例如如上所述)和将近端柔性管的远端连接到远端导管轴近端的连接器。近端柔性管由柔韧的材料制成，例如，编织或未编织的聚氯乙烯(pvc)、硅胶、聚碳酸酯(pc)等，其中管的尺寸可以变化。在一些示例中，柔性管的内腔直径范围为0.1mm至10mm(例如1mm至3mm)，壁厚范围为0.1mm至5mm(例如0.5mm至2mm)。近端柔性管的长度也可能变化，在一些示例中，范围为从1cm到100cm不等，例如5cm到20cm。
70.远端导管轴也可能有所变化。远端导管轴可以由任何合适的生理学上可接受的材料制造，包括但不限于聚酰亚胺(例如聚酰亚胺编织物，或聚酰亚胺类材料等)。在一些示例中，远端导管轴的长度范围为10cm至1m，例如100cm至300cm。远端导管轴的外径也可能变化，在一些示例中范围为1.50mm到2.50mm，例如1.75mm到2.20mm。远端导管轴可以包括第一液体通道腔，其中该第一液体通道腔的尺寸可以变化。在一些示例中，第一液体通道腔的直径范围为1.3至2.2mm，例如1.6至2.1mm。第一液体通道可以包括位于远端的一个或更多个开口，用于在液体通道腔的内部和远端球囊的内部之间建立液体连通。所述一个或更多个开口(如果存在)被配置成使得当第二脉冲能量从液体通道进入球囊时不会大幅衰减，在一些示例中，根本不衰减。在一些示例中，这些开口可能被配置为喷嘴和/或扩散器。在此类示例中，喷嘴或扩散器可能会以牺牲流体压力为代价来增加或减少流速。随着流速的这种增加或减少，可以改变球囊膨胀的特性，例如爬坡时间、冲击、力等。远端导管轴还可以包括第二导线腔。当存在时，该第二导线腔的尺寸可能有所变化，其中在一些示例中，导线腔的直径范围为0.25至0.5mm，例如0.37至0.42mm。远端导管轴可以被配置为横穿整个球囊长度或在球囊导管的近端连接处终止。在远端导管轴跨越整个球囊长度的情况下，可以使远端导管轴转向以便能在导管轴内部与球囊之间流体连通。可以使用激光工艺或其他特殊加工工
艺实现转向。可以设置导管轴中端口的模式或分布，以确保远端导管轴具有所需的刚度来穿过狭窄的钙化病灶并防止扭结，同时还要具有灵活性以穿过长而曲折的病灶。端口孔的直径可以为0.05至1mm，例如0.2mm。孔可以以螺旋或线性图案绘制，或者可以沿着材料的内编织样式。孔的数量可以为100至500，例如200。孔的总面积应超过流动通道内腔的横截面积。通过使远端导管轴的整个长度转向，整个球囊表面在治疗期间接收等量的脉冲能量。这种配置可确保，即使球囊的一部分收缩，该部分以及球囊的其他部分也将接收等量的能量。这种配置的缺点是交叉轮廓(即远端导管轴的总直径)较大，并且更难通过狭窄的病灶。为了使远端导管轴变窄，远端导管轴可以在近端球囊连接处终止。在这种示例中，只有导线腔横穿球囊的长度。在这种情况下，球囊的近端颈部直径可能与远端导管轴匹配，远端颈部直径可能与导线腔匹配。由于导线腔的直径小于远端导管轴，因此可以改进这种配置的交叉轮廓(例如，与前面描述的配置相比)。然而，只有一个端口将液体从远端导管轴输送到球囊，这会将能量不均匀地分配到球囊壁和钙化病灶。这两种配置可用于不同的示例，例如用于不同的适应症状、解剖位置等。
71.在这些实施例的导管组件中还存在着连接器，该连接器将近端柔性管的远端连接到远端导管轴的近端。连接器可能根据需要而变化。在某一些示例中，连接器包括第一分支和第二分支，该第一分支被配置成为向导管轴的导线通道提供导线进入，该第二分支被配置为流体耦接近端柔性管的内腔和远端导管轴的液体通道内腔。合适的连接器的示例是y型连接器。
72.如上所述，球囊导管组件还包括远端球囊。可以采用任何方便的球囊。合适的球囊包括但不限于标准血管成形术球囊，例如顺应性的和非顺应性的血管成形术球囊。在一个实施例中，球囊是包括两个不同层的复合球囊，这些层包括非顺应性层和顺应性层。为了描述当前复合球囊结构相对于现有技术的改进，将复合球囊的两层作为单独的单元来描述。非顺应性的血管成形术球囊通常用于经皮手术，因为球囊的设定直径将其力平均分配到周围的血管，而不会突入狭窄周围不太僵硬的健康组织中。当对非顺应性的球囊材料加压时，会首先填充球囊，从而产生低压和高拉伸状态。当非顺应性的球囊达到其标称直径时，球囊压力会显著增加，从而达到相应的低拉伸。当释放球囊中的压力时，由于球囊缺乏弹性，因此球囊保持其标称拉伸。这种缺乏弹性是会产生问题的，这是由于三个原因：(1)除非产生真空，否则减压的球囊会保持填充状态，这会阻塞血液流动，(2)它会导致治疗后难以通过鞘取出球囊导管，以及(3)在脉冲治疗期间，球囊在低压阶段不会迫使液体排出，这会使周围组织得不到所需的应力松弛。因此，非顺应性的球囊在高压下很有用，但在低压下具有局限性。顺应性的血管成形术球囊通常具有线性压力-拉伸曲线。这些球囊在经皮手术中的使用受到限制，因为球囊在硬化的动脉段周围不均匀地拉伸，这可能会对硬化病变组织周围的健康软组织造成损害。对于顺应性的球囊，球囊压力通常会线性增加。与非顺应性的球囊相比，顺应性的球囊具有“短”的初始填充区域，因此，当球囊中的压力释放时，气球会恢复到其初始拉伸状态，而无需额外的真空。这种恢复到初始状态有利于该过程，因为一旦恢复到初始拉伸状态，血液流动立即恢复，并且球囊会更容易地通过鞘缩回。此外，在脉冲血管成形术期间，球囊的顺应性是迫使液体排出球囊的动力，这是允许周围组织在低压阶段以低应力放松所必需的。因此，顺应性的球囊在较低压力下是有帮助的，但在高压下治疗的能力有限。单独使用非顺应性的和顺应性的血管成形术球囊并不是脉冲和标准经皮血管成形
术各阶段的最佳选择。但是，它们一起作为复合体能够满足两种治疗的重要需求。在复合血管成形术球囊的一个实施例中，非顺应性的球囊被顺应性的套筒覆盖以实现“箭头式”压力拉伸(例如，待决pct申请serial no.pct/us2020/055458中进一步描述的，其公开内容通过引用并入本文)。顺应性层可以是橡胶、硅胶、聚氨酯或镍钛合金材料或其他材料，这些材料在失效前能拉伸到100-500％，在失效前能承受数千次循环，并且在膨胀过程中遇到的塑性变形(如果存在的话)最小。在使用过程中，示例性复合球囊执行如下操作。在低压阶段期间，顺应性材料主导响应。复合球囊跟随顺应性材料的曲线，直到球囊拉伸与非顺应性的球囊拉伸相交。在这个交叉点和更高的压力下，非顺应性材料主导球囊响应。压力释放后，球囊立即沿箭头响应返回到初始或零拉伸状态。该示范性复合球囊具有顺应性血管成形球囊的低压好处和非顺应性血管成形球囊的高压好处。其他好处包括球囊的自折叠和放气、撕裂和针孔缓解、脉冲血管成形术期间增加振荡频率以及穿过病灶时球囊的可推性增加。关于本发明实施例中所使用的复合血管成形术球囊的更多详细信息，请参见待决pct申请serial no.pct/us2020/055458，其公开内容通过引用并入本文。
73.在其他示例中，球囊可能具有在周围材料中产生脉冲应力集中的外部特征。这些特征可以并入到一般球囊形状中(即，当对球囊加压时假定其为原始模制的形状)或通过围绕球囊的附加组件(例如，条带或笼子)来并入。在某些示例中，这些附加组件横穿球囊的长度(即，从球囊的近端到远端)。在这种情况下，会在周围材料中产生应力集中使得在钙结构中产生径向裂纹。在其他示例中，这些附加组件围绕球囊周向移动，使得当球囊在每个脉冲期间延长时，钙结构中形成纵向裂纹。此外，这些附加组件可以正交分布，使得在周围材料中产生径向和纵向应力集中。因此，能够产生纵向和径向裂纹，以实现完全的钙破碎。
74.球囊导管组件可能是也可能不是“密封”组件。在一些示例中，球囊导管组件不是密封的，使得在使用时可以将流体(例如液体)引入组件的液体通道和/或可以从组件中除去气体(例如，通过去气泡)。在其他示例中，球囊导管组件是密封的或封闭的组件，使得液体通道和球囊在使用前预先填充液体，并且液体被密封在组件中。在任何一种情况下，被引入组件的腔和球囊中的液体都可能有所不同，其中在一些示例中，该液体是生理盐水。如果需要，该液体可以包括合适的造影剂，其中造影剂的示例包括但不限于放射性造影剂(例如但不限于碘造影剂、钡造影剂等)。
75.在一些示例中，上述实施例可以被配置成使得该过程可以完全自主执行和/或远程执行。在这些情况下，可以将球囊导管手动插入患者体内或使用机器人导管插入系统(如公布申请wo 2010/025338中所述，其公开内容通过引入并入本文)。借助该系统，能够将诸如导线和球囊导管之类的设备推进到病变部位，一旦到达病变部位，就可以对球囊进行充气或放气。使用上述实施例，球囊可以预先填充流体，使得用户不必在加压之前填充球囊。在其它示例中，复合球囊实施例可用于确保球囊在手术后放气并裹紧，以便可以容易地将其移除。在此类示例中，操作员可以在控制台上控制包括压力、频率和/或占空比在内的过程。与此同时，操作员能够同时看到x射线成像，以可视化充气球囊和过程的有效性。在一些示例中，可以为操作员提供反馈(例如视觉、听觉、感觉等)，以指示过程特性(例如球囊中的体积和/或压力变化、频率、占空比、球囊膨胀、球囊位置等)。
76.球囊导管组件可以被配置为单次或一次使用，使得它是一次性的。在使用之前，根据需要，球囊导管组件可以是无菌的。
77.本发明的各个方面总体上如上所述，现在将在具体实施例的上下文中进一步回顾本发明的要素。
78.具体实施例
79.在图1中示意性地示出了根据本发明实施例的用于生成高频血管成形术球囊振荡的系统。在一些情况下，系统能够包括：脉冲发生器，其具有电势能量源(例如，高电压源或压力源)；开关系统(例如，用于控制高电势源等的开关系统)；以及球囊导管组件，其用于将脉冲发生器的输出(即，第一脉冲能量)转换为血管成形术球囊的液压振荡(即，第二脉冲能量)。在实施例中，电势能量源用于驱动球囊血管成形术振荡，开关系统控制脉冲发生器输出能量的频率、占空比和/或振幅，球囊导管组件的近端连接器将输出的能量转换为液压振荡，从而在血管成形术球囊导管中生成振荡，并且高流量球囊导管允许在球囊输出处实现并优化对系统的压力振荡输入。在下文的每个实施例中提供了该系统的变型。以下实施例并不是一个详尽的列表，而是提供了整个系统的各种配置示例。
80.在一些实施例(如图1示意性示出)中，系统包括两个部件：脉冲发生器70(虚线左侧)，其可以被配置为可重复使用；和球囊导管组件1(虚线右侧)，其可以被配置为单次使用(例如，使得该球囊导管组件是一次性的)。在整个说明书中，此处和其他地方所使用的术语“可重复使用”和“一次性”是为了方便描述图1所示的本发明的实施例。然而，本发明并不受限于此。因此，可以根据期望将设备的任何部分配置为一次使用或多次使用。在图1所示的实施例中，脉冲发生器70包括电势源870、电势调节器880和控制器72。脉冲发生器还包括开关或振荡器(例如，螺线管)14，该开关或振荡器可以根据期望存在于脉冲发生器的手持式部件或致动器中。此外，示出了球囊导管组件1，其包括近端连接器400，该近端连接器包括膜30、压力和/或流量传感器31、电连接器13、高流量导管16和球囊2。对脉冲发生器70的输入能够包括来自传感器(例如，压力或流量传感器31)的反馈或来自用户输入(例如，按钮或开关)的反馈。来自脉冲发生器70的输出可以包括例如来自高压流体或电压的以第一脉冲能量形式并传输到球囊导管组件1的功率、逻辑和/或调节电势能880或未调节电势能870。球囊导管组件1将第一脉冲能量输出转换为流体连通路径35中的液压振荡，该液压振荡输出到高流量导管16和球囊2。
81.图2提供了根据本发明实施例的球囊导管组件200的图示，例如，该球囊导管组件可以用于如图1中示意性示出的系统中。球囊导管组件200包括：近端连接器210，其具有近端端口212，用于可操作地连接到脉冲发生器(未示出)的气动输出；近端柔性管220，其耦接到近端连接器的远端端口214；远端导管轴240，其具有血管成形术球囊(例如，位于其远端的复合球囊250)；以及y型连接器230，其将近端柔性管220的远端连接到远端导管轴240的近端。此外，示出了可选的阀260，其定位在近端柔性管220的远端与y型连接器230之间。当存在时，近端柔性管220在近端连接器210与y型连接器230、远端导管轴240和血管成形术球囊250之间起到应力消除的作用。当存在时，阀260可以用于将流体引入球囊导管组件的液体通路中。在一些情况下，阀260不存在。例如，如上所述，球囊导管组件可以是封闭的或密封的系统，其被提供给预填充的用户(例如，预填充有合适的造影剂的液体的用户)。在这种情况下，可以不提供阀260，因为在本发明的系统中使用组件不需要流体灌注。在其他情况下，阀260是三通连接器，单向阀从三通连接器之一伸出。与三通阀相比，这种单向阀易于灌注。在其它三通连接器上，与管220和y型连接器230的连接是利用旋转鲁尔接口进行的，以
方便导管和阀相对于手柄的轻松定位。
82.图3a至图3d提供了根据本发明实施例的球囊导管组件的近端连接器的不同视图。图3a提供了近端连接器300的侧剖面图。近端连接器300包括由膜330隔开的近端凸缘310和远端凸缘350。近端凸缘310限定了通过近端端口320进入的近端腔室315。远端凸缘350限定了通过远端端口360进入的远端腔室355。压力传感器325可操作地耦接到远端端口360和远端腔室355。近端凸缘310和远端凸缘350通过螺钉(如螺钉370所示)保持在一起。替代地，凸缘能够通过任何其他合适的组装方法(例如粘合、焊接或其他手段)固定。在其他情况下，凸缘能够通过围绕柔性膜和电子器件的多级注塑或包覆成型工艺制造成单个部件。此外，示出了霍尔传感器335、永磁体448(其也可以位于手持式致动器400中)、电连接器390和柔性印刷电路板397。远端端口的远端处的螺纹部分398用作近端柔性管与远端凸缘之间的接口。图3b提供了近端连接器300的近端凸缘310的端视图。如图3b所示，螺钉370围绕凸缘周向定位，以提供与远端凸缘(未示出)的连接。此外，示出了近端端口320和电连接器390，该电连接器提供与脉冲发生器(未示出)的可操作电连接。图3c示出了近端连接器300的外侧视图，示出了近端凸缘310和远端凸缘350通过螺钉370连接在一起。此外，示出了存储器395，其电耦合到柔性印刷电路板397，该柔性印刷电路板电耦合到电连接器390。类似地，压力传感器325电耦合到柔性印刷电路板397。图3d示出了近端连接器300的立体视图。图3e提供了具有包覆成型件380的近端连接器300的视图，该包覆成型件380由刚性不透明材料制成，用于保护近端连接器的各种部件(例如电路，传感器等)。近端连接器可以具有直径变化和宽度变化，以适应不同的球囊类型，同时仍然能够连接到通用的手持式致动器。例如，对于外周或冠状动脉球囊，近端连接器可以具有适应1-20ml的体积变化的尺寸。对于较大的球囊(例如瓣膜成形术球囊)，能够放大近端连接器以适应高达50ml-100ml的体积变化。
83.在图3f至图3h中进一步示出了柔性印刷电路板397，这些图提供了柔性印刷电路板397的主视图、后视图和等距视图，该柔性印刷电路板将组件上的各种传感器连接到近端凸缘以允许连接到手柄，而不管近端连接器的尺寸如何。该实施例允许仅通过增加柔性pcb的长度，而不是通过完全重新设计电子器件来改变近端连接器的尺寸(例如，如上所述)。柔性印刷电路板的l
prox
是电连接器390与霍尔传感器335的隔膜的弯曲部之间所需的长度。l
distal
是从电连接器390到压力传感器325的长度。能够调整这两个长度以适应近端连接器的尺寸变化。此外，示出了存储器395。
84.图4a至图4c提供了根据本发明实施例的脉冲发生器的手持式部件(其可被称为致动器)的不同视图。图4a提供了手持式致动器400的侧视图，该手持式致动器被配置为保持在成人的手中，并且包括抓握区域410、远端连接器420、近端应力消除区域405、脉冲发生器连接器406和致动器按钮430。抓握区域410可以被配置成通过调整几何形状以适应人手，通过使用软塑料(例如，橡胶、硅胶、热塑性弹性体(tpe))包覆成型件等被轻松抓握。
85.图4b提供了致动器400的连接器420的端视图。如图4b所示，连接器420包括电连接器430和用于与近端连接器的近端端口(未示出)建立连接的气动连接器440。连接器420还包括止动器，以确保近端连接器的适当、可靠和可重复的连接。为了从气动连接器440释放近端连接器300的近端端口，可以使用具有释放按钮446的释放板445。
86.图4c提供了致动器400的剖面视图。在致动器400内，可以使用电磁3/2通螺线管470。螺线管470包括压力入口端口471、出口端口472、电磁线圈473、阀芯和弹簧组件474以
及排出端口475。致动器可以具有用于电子通路或印刷电路板485和气动通路486的额外空间。此外，在一些情况下，永磁体448可以位于致动器400的连接器420中，用于在霍尔效应传感器中感应电压和/或电流，该霍尔效应传感器附接到近端连接器的膜(未示出)。该电磁体也可以位于近端连接器中。3/2通螺线管470在两种状态下运行：on状态和off状态。在on状态期间，通过使电磁线圈473通电来致动阀芯和弹簧组件474，从而允许高压流从入口471流向出口472和近端连接器(未示出)以对球囊加压。在off状态下，电磁线圈473断电，阀芯和弹簧组件474关闭，从而允许来自近端连接器(未示出)的加压流体通过入口472排出到排出端口475。为了降低噪声，可以在排出端口475处使用降噪器(未示出)。各种电连接器可以用于将信号和电力传送到脉冲发生器控制台并将信号和电力从脉冲发生器控制台传送到电触点430、致动器按钮430和电磁线圈486，并且这些电连接器可以位于区域485中。气动连接可以在气动连接器区域486中传送和连接。图4d提供了致动器按钮430的俯视图。致动器按钮430可以是膜型开关或任何类似类型的按钮配置(本领域已知的按钮配置)。对于液体或清洁溶液，开关可以是不可渗透的。在一些情况下，致动器按钮430可以包括on/off开关490、on/off led配置491、控制操纵器按钮492和控制操纵器led 493。
87.图4e和图4f分别提供了通过连接器420耦接到近端连接器300的致动器400的分解视图和组装视图。电连接器430可以是弹簧加载的，以考虑重复连接和断开近端连接器过程中所生成的任何公差差异或移动。
88.模型
89.振荡系统的数学模型如下所述。该模型有多种用途，包括实时控制系统(例如，用于状态空间控制器)。数学模型描述了图1的系统，其中高电势源被转换为导管和球囊中的流体压力振荡。输入振荡可以被建模为压力p
input
的瞬时阶跃输入。振荡沿着半径2r，长度l的导管流向血管成形术球囊。流体对阶跃输入快速响应，但随着球囊加压，流体压力梯度衰减到与输入阶跃压力平衡。球囊的体积-压力关系确定了在给定体积和球囊拉伸下球囊中所生成的对应压力。在阶跃输入后，压力梯度被视为准静态的，并且在小的时间阶跃中与时间无关。通过导管内腔的流动是使用用于管流的纳维-斯托克斯方程来建模的：
[0090][0091]
其中系统参数在表1中示出。
[0092]
假设管是刚性的，从而导致单向流动(vr＝v
θ
＝0)。对比混合物被建模成不可压缩流体，使得引力效应被忽略。在小的时间阶跃中，压力梯度被视为准静态的，应用这些假设将方程(1)简化为：
[0093][0094]
表1
[0095]
定义和值
[0096][0097]
无量纲参数包括无量纲径向位置ξ：
[0098][0099][0100]
其中，r是管的半径，z方向上的速度vz为：
[0101][0102]
其中，为沿管的压力梯度，为沿管半径的无量纲速度，并且无量纲时间τ为：
[0103][0104]
因此，方程(2)变为：
[0105][0106]
令：
[0107][0108]
使得在τ＝0处的无滑移边界条件为ψ＝1-ξ2。通过分离变量法求解(3)得到：
[0109][0110]
其中，j0为0阶第一类贝塞尔函数，αn是其零值。如果流体最初处于静止(τ＝1时
)，则：
[0111][0112]
然后，速度曲线被定义为：
[0113][0114]
并且体积流率为：
[0115][0116]
如果流体处于某个完全展开的速度，平均速度为则初始条件为在τ＝0时或者变为此时：
[0117][0118]
对于同轴导管轴，利用比例因子修改体积流率，以考虑内壁处的额外摩擦损失，其中k＝ri/r(papanastasiu,1999)。
[0119][0120]
为了将此模型用于实时控制或手术规划，需要确定系统参数。该模型的系统参数包括阶跃输入特性、球囊尺寸、导管结构及尺寸、球囊的压力-体积关系等。
[0121]
阶跃输入特性取决于系统，能够被测量(例如，在制造过程中)并且构建到系统中。类似地，利用构建到系统中的各种传感器测量，在某些实施例中，系统能够测量由压力发生器生成的阶跃输入响应。
[0122]
在某些实施例中，球囊尺寸和导管结构及尺寸能预加载到球囊导管存储器上。这些尺寸包括球囊长度、直径、形状等。导管结构及尺寸包括导管内腔的诸如(例如，同轴的、共挤出的等)横截面形状的细节和导管长度、外径、内径、流动通道面积与导线通道面积之比等。在某些实施例中，球囊的压力-体积关系能够被测量并预加载到球囊导管存储器上。图5示出了4mm(直径)
×
20mm(长度)的不受约束球囊的压力-体积关系的示例。
[0123]
使用这些测量的系统特性和上面推导的模型，可以(例如，使用负反馈控制和/或前馈控制)对系统进行实时控制以确保在手术过程中适当设置压力振幅、占空比和频率。图6中示出了实验测量的球囊中的压力和从球囊输出的力的两个示例。如上所述，模型准确地预测了实验测量。利用这样的预测模型和系统测量的反馈，能够调整手术特性(频率、压力输入和占空比)，以确保治疗效果最大化。
[0124]
图5的这种压力-体积关系和图6的“不受约束球囊”表示当球囊不受外部约束(例如，嵌入血管壁内的硬狭窄)约束时球囊的压力与体积之间的关系。当球囊受到健康组织约束时，这种压力-体积关系是不同的。在球囊受约束的某些情况下，曲线具有更陡峭的斜率(即，对于较小体积的流体，压力以更高的速率增加)。因此，压力-体积曲线取决于具体情况，并且随着病变组织的增多而更陡峭。由于该曲线取决于具体情况，因此必须在患者内部
(即原位)和治疗期间根据具体情况生成压力-体积曲线。利用所描述的系统实施例，系统中的压力和体积都能够通过对系统的不同输入来原位测量。例如，在手术开始时，根据上述实施例，球囊中的压力可以增加到已知值，同时(例如，使用所述位置传感器)测量球囊中的体积以生成原位压力-体积曲线(图7的循环1)。在某些情况下，这种基于治疗的压力-体积曲线可以与不受约束的压力-体积曲线(在一些情况下，不受约束的压力-体积曲线是治疗成功的指示)进行比较，或者与在治疗进展期间测量的曲线(图7的循环1000或循环10000)进行比较。以这种方式比较压力-体积曲线能够用于提供结果(例如，治疗成功、球囊直径不足、球囊膨胀不足等)的可重复测量，即使在脉冲球囊血管成形术期间。在其他情况下，如果在治疗进展中的某个压力水平下治疗不成功(即，球囊体积保持基本相同，从而表明膨胀不足的球囊和非顺应性/未治疗的血管)，则系统可以在安全范围内逐渐增加压力，直到球囊体积增加。替代地，系统可以向操作员提供反馈(音频、视觉、感觉等)以指示脉冲的压力振幅不够高。在其它示例中，系统被配置成检测单平面欠膨胀，其示例在图7b(面板a-d)中示出。图7b(面板a-b)展现了局灶性病变的透视图像，该病变限制了血液流动。为了治疗该病灶，通过将球囊插入病灶并增加球囊中的压力来进行标准ba。在一个透视平面中，在增加压力后，球囊膨胀如图7b(面板c)所示。然而，如在正常的透视图像平面(图7b(面板d))中所见，球囊仍然膨胀不足，这可能会被医生遗漏。利用上述实施例，系统能在球囊膨胀不足时进行测量，而无需多个投影透视图像。这种优点使过程时间、医生和患者暴露于辐射和造影剂的注射减少。
[0125]
血管顺应性测量
[0126]
如下详细所述，对于给定的压力变化，血管顺应性是基于血管体积变化的比率进行计算的血管可测量特征。血管顺应性是进行观察的一个重要特征，因为提高血管顺应性是确定性治疗某些潜在血管疾病(例如动脉粥样硬化)的先决条件。在如上所述的图7a所描绘的不同压力-体积曲线中，可以看到血管顺应性的变化。在图7a中，治疗后的血管的压力-体积(即血管顺应性)特征随着从循环1到循环1000再到循环10000的治疗而变化。应当注意，图7a中所示出的值仅供说明，并不一定表示可能执行的实际治疗计划。对于给定的治疗计划，实际值可能与图7a所示的值不同(例如，大于或小于)，这取决于给定治疗计划的许多不同因素(例如但不限于病变类型、球囊、特定参数等)。
[0127]
根据本发明的系统可以被配置成通过获取施加到血管的不同压力(或压力变化)下体积变化的体内测量值来评估血管顺应性。图7c提供了使用根据本发明的系统在治疗期间获得的血管顺应性变化的测量示例。如下详细所述，本发明的实施例能够在应用本发明的系统器件实时测量管腔组织(即血管)的相对顺应性变化以提供脉冲血管内碎石治疗。本发明的系统可以被配置成基于血管的顺应性变化来测量和更新治疗参数。例如，在钙裂解(即cp组织碎裂)后，管腔组织(即血管)和球囊可能会显著膨胀，从而使通过系统测量的顺应性大幅提高。但是，在血管完全膨胀后，系统所测量的顺应性变化可能会消退。识别出此类情况可能表明可以停止治疗，因为没有出现进一步的明显管腔增益。
[0128]
系统可以被配成以任何方便的方式测量压力。在一些示例中，根据本发明实施例的系统可以包括如本文所述的压力表，例如用于测量球囊导管组件(例如，包括根据本发明的球囊导管组件)的流体通道和远端球囊中的压力。在一些示例中，可以安装压力表，使得它被配置成测量近端连接器的远端腔室的压力，例如测量图3a中见到的压力传感器中325
中的压力。在其他示例中，可以使用压力传感器(例如光纤或压阻式传感器)来测量球囊中的压力。
[0129]
系统可以被配置成以任何方便的方式测量血管体积的变化。在一些示例中，根据本发明的系统实施例可以被配置成使得将近端连接器的近端与远端腔室隔开的膜的位置变化反映了远端球囊体积的变化。远端球囊体积的变化反映了血管横截面积的变化，因此反映了血管体积的变化。这样的实施例还可以包括霍尔传感器和一个或更多个永磁体，用于测量这种膜的位置变化。霍尔传感器是指被配置为感测磁场的存在或变化(即通过使用霍尔效应)的传感器。永磁体可以根据需要由任何方便的磁性材料或电磁体组成，使得霍尔传感器相对于永磁体的位置的相对变化被霍尔传感器检测到。上述霍尔传感器和永磁体之类的传感器可用于测量远端球囊的体积变化以及远端球囊膨胀的速率(即血管体积变化的速率)。
[0130]
图8描绘了根据图1所示的本发明的实施例的系统，该系统还被配置成根据本发明的实施例评估血管顺应性。图8所示系统中与图1所示相同的元件已在上文图1中描述过。霍尔传感器805位于膜30上使得膜30相对于位于近端连接器400上的永磁体810的位置变化引起霍尔传感器805输出的变化。霍尔传感器805输出的这种变化表明远端球囊2的体积变化。如结合图1所述，压力或流量换能器31被配置为测量施加到导管16和球囊2上的压力。基于霍尔传感器805和永磁体810的体积变化测量和基于压力表31的压力变化被用于测量体内血管顺应性。能在治疗期间进行这种血管顺应性测量。这样的测量被用于生成压力-体积曲线815，以显示治疗阶段的压力-体积关系。能在治疗的不同阶段生成压力-体积曲线815，并且可以使用压力-体积曲线815评估治疗效果、比较不同设置的治疗效果或修改或以其他方式调整治疗以优化治疗的有效性。在实施例中，压力-体积曲线815可以类似于例如上文图7a或下文图16中所列出的那些曲线。能够收集和批处理这些压力-体积曲线中所使用的数据，并最终使用该数据来预测(i)治疗的成功或失败，(ii)需要调整或减弱将来治疗人群或类似血管时所使用的能量，(iii)复杂情况，例如270度圆周钙与或偏心钙，或(iv)动脉解剖中相对固定的区域的位置或明显扭转或弯曲区域的位置。尽管根据本发明的用于测量血管顺应性的示例性实施例在与图1相关的所述系统的上下文中示于图8，但应当理解，根据本发明的用于测量血管顺应性的技术并不局限于此，而是可以应用于其它基于球囊的系统，例如图8中的820指示的那些，例如基于激光的技术、基于超声的技术、基于空化的技术、基于脉冲球囊的技术(例如本文描述的那些)、或基于普通球囊血管成形术的技术。还应理解，在应用系统时所收集的数据(例如与治疗有关的数据，例如如上所述的压力-体积数据)，可用于应用到各种机器学习算法。可以训练此类机器学习应用以做出上述预测，例如，关于治疗的成功或失败、需要改变治疗的方面(例如所施加的能量、受试者或受试者群体的基础解剖的复杂条件的存在或方面)。可以应用任何方便的机器学习算法或技术或模型，例如应用监督学习、无监督学习、半监督学习、强化学习或降维的算法或技术。在实施例中，感兴趣的机器学习技术可以包括人工神经网络(包括卷积神经网络或其它应用深度学习技术的方法)、决策树、支持向量机、回归分析、贝叶斯网络或遗传算法。感兴趣的机器学习技术可以在软件中实现，使得它们能在通用处理器(例如商用通用处理器)或专用处理器(例如商用图形处理器之类的图形处理器)上执行，或者可以在专用硬件上实现。
[0131]
图9a描绘了根据本发明实施例的配置用于测量血管顺应性的近端连接器900的等
轴测图，图9b描绘了近端连接器900的剖面图。近端连接器900包括被膜920隔开的近端凸缘910和远端凸缘915。近端凸缘910限定了近端腔室925，可以通过近端端口930进入近端腔室925。远端凸缘915限定了远端腔室935，可以通过远端端口940进入远端腔室935。压力传感器945可操作地耦接到远端端口940和由远端凸缘915限定的远端腔室935。压力传感器945被配置为观察通过远端凸缘915连接的远端球囊上所施加的压力的变化。永磁体950连接到近端凸缘910并被配置成保持在膜920相对运动的固定位置中。附着在膜920上的霍尔传感器955被配置为相对于永磁体950随膜920移动，从而能够观察和测量远端球囊的体积变化。
[0132]
距离955表示在近端腔室925内膜920可以行进到的最左位置(x
l
)。距离960表示在远端腔室935内膜920可以行进到的最右位置(xr)。距离965表示图9b中描绘的膜920的位置(x)。霍尔传感器955和永磁体950被配置成感测膜920在最左距离955和最右位置960之间的变化。
[0133]
图10a描绘了计算出的(即，分析出的)附着在膜上的霍尔传感器(例如图9a和图9b所示原理图中霍尔传感器955和单个永磁体950的配置)和确认绘图1005分析结果的实验结果绘图1010。对磁通密度b(即磁场效应的大小)的这种分析计算是沿轴向磁化环形永磁体(例如图9a和图9b所示原理图中永磁体950的配置)的对称轴线进行的：
[0134][0135]
其中br是与磁体几何形状无关的磁铁剩余磁场，z是距朝向磁体轴线的磁极的距离，d是环的厚度，ra是环的外半径，ri是环的内半径。磁通密度的大小会在霍尔效应传感器中引起可测量的电压变化，具体取决于霍尔效应传感器与永磁体的距离z。
[0136]
绘图1005的x轴1015表示膜与参考位置(即永磁体的位置)的距离，例如图9b中的膜距离955、960和965。绘图1005的y轴1020涉及距永磁体不同距离处的永磁体的磁通密度，即磁场效应的大小。绘图1005描绘了在位置1025处可能的最左膜位置，和在位置1030处可能的最右膜位置(其中“右”和“左”是指在图9b中看到的膜位置，如上所述)。磁场效应与永磁体距离的分析结果显示在曲线1035上。曲线1035表示磁场的效应在膜的可操作范围内(特别是在位置1025与位置1030之间)变化，从而确认霍尔传感器(例如，图9a和图9b所示的安装在膜上的霍尔传感器和永磁体的配置)是测量膜位置并由此测量远端球囊的体积(因此测量血管体积的变化)的可行解决方案。
[0137]
绘图1010的x轴1037表示基于不同膜位置的远端球囊体积的变化。绘图1010的y轴1040表示当霍尔传感器行进到距永磁体不同距离处时由霍尔传感器产生的电压电平。曲线1045反映了从霍尔传感器(例如，图9a和图9b所示的安装在膜上的霍尔传感器的配置)收集的电压数据。曲线1045表示x轴1037(与不同的膜位置相关或者与膜与永磁体之间的距离相关)上所显示的每个球囊体积值的不同电压值。也就是说，每个膜位置以及由此的球囊体积都会导致霍尔传感器产生不同的电压电平。也就是说，曲线1045所表示的函数提供了独特的解决方案，使得每个电压对应于不同的膜位置(隔膜距永磁体的距离)，该膜位置是与球囊体积相关的。测量电压的最大变化(绘制在绘图1010的y轴1040上)发生在大约0ml和大约2.75ml的体积位移测量之间，这允许通过感兴趣的操作区域进行精确的体积测量，即精确
测量0ml与2.75ml之间的球囊体积。这些结果证实了安装在膜上的霍尔传感器是在治疗期间监测体内远端球囊体积变化的可行方法。
[0138]
为了根据本发明的实施例对给定治疗期间发生的微小体积变化进行测量，可以采用高度灵敏的线性体积传感器。上述霍尔效应体积系统的具体实施例在图9c中示出，其能够生成跨球囊填充范围的线性测量。如图9c所示，两个轴向环形永磁铁970和975固定在放大器组件中：近端凸缘和远端凸缘各一个。在该实施例中，磁体的相同磁极彼此相对(南极朝向南极)，但是这种结构能根据引入霍尔传感器的内部差分放大器的偏置(零)电压而变化。霍尔传感器955附接到柔性印刷电路板并附接到柔性隔膜920的中心，其在治疗期间随膜片的中心移动。隔膜的移动会影响球囊中的体积变化，因此提供了球囊膨胀的量度。为了防止传感器饱和，隔膜的近端边界和远端边界之间需要有很小的缓冲距离。例如，将两个“1/2外径
×
1/4内径
×
1/8厚度”的轴向极化ndfeb n42环形磁体与模拟霍尔传感器(a1324，allegro microsystems)一起使用，并按照图9c所示的配置进行设置。总电压范围为0.5
–
4v，测量的总体积范围为2.25ml。6
×
60mm的球囊的工作体积约为2.0ml。结果如图10b所示。利用该传感器的灵敏度，能够检测到不到1％的球囊体积变化。线性偏差发生在曲线的末端。然而，这些末端对于整体体积测量并不重要，因为预计在中等体积范围内才会发生可操作的顺应性变化。
[0139]
如上所述，血管体积变化的测量与血管压力变化的测量相结合，能用来评估血管的顺应性。使用本文描述的系统和技术可以评估治疗期间体内血管的顺应性。血管顺应性的变化(包括治疗期间或治疗前后的变化)，可用于评估治疗效果和/或调整血管治疗。例如，血管顺应性的变化可用于调整治疗强度和/或治疗持续时间。了解和收集与治疗相关的数据(例如血管体积和压力的测量值)能用于将来的预测算法，以便以不同的频率和/或振荡进行治疗，以减少治疗所需的时间，并在进行治疗之前更准确地预测所需的能量。治疗的这些方面(例如，系统和/或振荡的频率)，可以由操作员进行调整，或者在其它情况下，可以基于例如本文所述的机器学习和/或其它预测算法进行自动调整。
[0140]
如下详细所述，根据本公开的用于测量血管顺应性的系统和技术还可以被配置成获取伴随的血管体积测量(即，除了血管体积的相对变化之外的绝对测量，例如动脉内横截面成像)，以便生成绝对的血管顺应性测量结果。在治疗前后可以使用成像技术(例如超声、电影血管造影、计算机断层扫描、血管内超声ivus和/或光学相干断层扫描oct)对治疗的血管进行成像，以获得绝对的血管顺应性测量结果。这种绝对的血管顺应性测量结果可以在治疗组之间进行比较。
[0141]
虽然图8、图9a、图9b和图10描述了根据本发明的用于测量与脉冲球囊导管系统相关的血管顺应性的配置，但这种呈现仅用于说明目的，而本公开并不局限于此类实施例。应当理解，所描述的用于测量血管顺应性的技术(包括在治疗期间通过例如使用霍尔传感器和永磁体及压力表一起来测量体积)也可以应用于其它基于球囊的系统和方法，例如用于其它基于球囊的系统和治疗患病血管的方法。
[0142]
治疗期间用于系统控制的测量
[0143]
球囊血管成形术系统(例如根据本发明的脉冲球囊导管系统)，可受益于被配置成监测系统的安全和有效操作。根据本发明的系统可以被配置成监测一个或更多个可测量的特征，以确保安全有效的操作和治疗。例如，在本发明系统的部分实施例中，能量的输出脉
冲应对应于期望值，例如对应于能量的输入脉冲或能量脉冲的阈值振幅。这样的实施例可以被配置成测量、比较或以其他方式监测能量的输出脉冲以确保顺应性。在本发明系统的其它实施例中，施加到系统的输入压力应对应于在系统中测量到的峰值压力。仍在其它实施例中，施加到导管组件的输入压力应对应于目标阈值压力。“对应于”期望值意味着，在部分情况下测量值大于期望值，或者在其他情况下测量值小于期望值，在每种情况下都取决于系统的配置。在另一示例中，在本发明系统的部分实施例中，施加到系统的输入压力应对应于远端球囊体积变化的最小、或最大或可接受的范围。
[0144]
更一般地，根据本发明的系统可以被配置成检测系统状态。系统状态可以是系统的正常运行状态或故障运行状态。故障运行可能意味着系统处于任意不需要的系统状态，例如意外的压力下降或系统泄漏或球囊爆裂或任何其他不安全或无效的状态。
[0145]
本发明的这方面涉及一种用于检测系统状态(如上所述)并提供指示此类系统故障的报警信号的简单、有效、快速的技术。此外，系统的这方面还能用于在收集到最早的顺应性数据后快速预测需要多少振荡或能量。在脉冲性球囊导管系统中，可以通过配置系统以将系统的测量特性(例如导管压力，例如导管峰值压力或远端球囊体积)与预期阈值(即目标压力或目标体积，或其最小或最大期望值)进行比较来确定系统状态。可以使用任何方便的压力传感器来测量导管压力，例如，使用如上所述的压力表。在部分情况下，可以将压力传感器集成到根据本发明的系统实施例的近端连接器的远端腔室中。在这种情况下，压力传感器可以被配置成测量施加到远端球囊的压力，例如通过测量远端腔室中与远端球囊流体通信的流体压力。可以使用任何方便的传感器来测量远端球囊体积，例如本文描述的那些膜位置传感器或位移传感器或其它传感器，这些传感器被配置为测量远端球囊体积的变化。在部分情况下，膜位置传感器是霍尔传感器并且磁体位于近端连接器的膜的固定位置中，如上所述，它们被配置为测量对应于远端球囊的体积变化。
[0146]
在实施例中，电子电路可以被配置成确定系统状态。在这样的实施例中，被配置成测量系统特性的传感器(例如本文所描述的那些传感器)还可以被配置成基于所测量的特性输出电子信号。本领域技术人员将理解，任意期望的、可测量的系统特性都可以由适当配置的传感器来测量。在实施例中，被配置成测量系统特性的传感器(例如被配置成测量系统压力的压力传感器或被配置成测量远端球囊体积的膜位置传感器)还可以被配置成基于所测量的特性(例如所测量的压力或所测量的体积)输出电子信号。这种电子信号可以基于传感器的输出(即，所测量的系统特性，例如，由压力传感器测量的压力量或由膜位置传感器测量的远端球囊的体积)而变化。与所测量的系统特性对应的电子信号可以是数字信号或模拟信号。当该信号是模拟信号时，其电压或电流或信号的任何其他特性(例如频率)可能会基于传感器所观察到的不同测量值而变化。电子电路可以被配置成以任何方便的方式将所测量的系统特性(例如所测量的压力信号或被测量体积信号)与目标压力或目标体积(即，系统特性的最小或最大或可接受的范围)进行比较。例如，可以将所测量信号与目标阈值(例如目标压力或目标体积)进行比较，使用比较器电路将所测量的系统特性与对应于目标阈值的参考电压进行比较。可以使用任何方便的比较器电路，该比较器电路能够比较信号特性之间的差异(例如比较信号电压或信号电流)并生成指示比较结果(例如，哪个信号更大)的数字(即二进制)输出。在部分情况下，该比较器电路可以是模拟比较器电路，例如差分放大器，例如高增益差分放大器。在其它情况下，该比较器电路可以是数字电路，例如
加法器电路或更复杂或更专用的数字逻辑电路。
[0147]
在部分情况下，与所测量的系统特性(例如，所测量的压力或所测量的体积)对应的信号可以反转并与对应于目标值或阈值(例如，目标压力或目标体积)的信号求和。然后将求和的结果应用于比较器电路，以便与阈值进行比较，其中阈值表示所测量的系统特性与目标阈值(例如，所测量的压力与目标压力或所测量的体积与目标体积)之间的公差或预期差异。这种将所测量的系统特性与系统特性的目标值(例如，所测量的压力与目标压力或所测量的体积与目标体积)之间的差异与阈值进行比较的配置，可以允许围绕预期系统特性的缓冲，在部分情况下，该缓冲可以是不代表系统状态的噪声或其它信号。
[0148]
在实施例中，比较器电路的结果可以是(或在部分情况下可以转换为)数字信号，其中数字信号的逻辑值指示被测系统特性(例如所测量的压力或所测量的体积)是预期读数还是非预期读数。例如，电路可以被配置成使得比较器在被测系统特性(例如，所测量的压力或所测量的体积)落在预期范围之外时产生数字高信号(即逻辑1)，在被测系统特性落在预期范围内时产生数字低信号(即逻辑0)。这种数字信号可以存储在存储器中。可以使用任何方便的能够存储数字逻辑信号的电子电路。在部分情况下，存储器可以由触发器电路组成，例如由能够存储单个比特位的触发器组成。在这种示例中，触发器的输出值反映系统状态。例如，触发器的输出可能指示系统状态正常时的逻辑0，和系统状态为故障状态时的逻辑1。可以将触发器的这种输出视为报警信号，使得当生成报警信号时，继续使用系统可能是不安全的或无效的。可以以任何方便的方式将这种信号传送给系统的操作员。例如，在部分情况下，系统状态可以通过诸如警告灯或声音或振动之类的警告信号传达给操作员。在其他情况下，系统状态可能会导致系统自动实施某种操作，例如自动关闭系统的各个方面。
[0149]
在某些实施例中，可能希望将系统状态值存储在存储器中(例如，存储在触发器中)，以反映所测量系统特性的最大值或最小值的比较，例如比较所测量压力在峰值振幅下所测量的压力或比较所测量的远端球囊体积在峰值振幅下所测量的体积测量值。也就是说，在实施例中，系统状态反映了导管压力峰值或远端球囊体积峰值。这些数字数据能用于了解群体变量和解剖变量以及所需的压力和能量，以及与机器学习技术(例如用于机器学习模型的训练数据)相关联的信心，以预测所需的能量和应用的最佳治疗能量。在这样的实施例中，系统状态可以反映系统特性的峰值测量值是否上升到或高于系统特性的目标测量值(例如，所测量的压力或所测量的远端球囊体积的峰值振幅是否分别在预期时间上升到或高于目标压力或目标体积)。在这样的实施例中，当所测量特性的峰值未能在预期时间上升到预期目标值水平时，则可以指示例如意外的压力下降。在部分实施例中，系统可以被配置成连续监测系统特性(例如导管压力或远端球囊体积)，并连续地将这种测量结果与目标值进行比较。在这种情况下，为了使触发器的输出状态能够准确地反映系统状态，系统可以被配置成使得比较器电路的结果在对应于导管预期暴露于峰值测量值(例如，峰值压力或峰值体积)的时间时写入触发器。也就是说，触发器写入操作与系统预期显示峰值测量值(例如峰值压力或峰值体积)的时间相协调。可以使用任何方便的技术在适当的时间同步传感器读数。在部分情况下，可以通过将触发器时钟信号设置为用于控制导管输入压力的反转控制信号来同步触发器写入操作。在这种情况下，触发器时钟信号的上升沿对应于控制信号关闭导管压力的时间，而关闭导管压力的时间又对应于对导管施加压力的最长时间
(即导管压力峰值)。本领域的技术人员将了解，可以采用具有类似效果的替代配置，例如使用无需反转压力控制信号的下降沿触发触发器。
[0150]
当使用诸如上述的将触发器写入操作与系统特性的峰值(例如峰值系统压力或峰值远端球囊体积)进行同步的配置时，反映在存储器设备(即触发器)的逻辑值中的系统状态反映了所测量系统特性的峰值(例如，峰值压力或峰值体积)。因此，系统状态可能表明，在施加压力然后消除远端球囊压力的脉冲循环期间，系统在任何时刻都无法达到峰值测量值，因此系统无法安全运行或有效运行或按预期运行。
[0151]
图11提供了根据本发明各个方面的用于通过导管压力监测系统状态的示例性电子电路1102的电路图。虽然图11中所示的图涉及导管压力的测量，但本领域技术人员将理解，可以使用类似的配置测量其它系统特性，例如，远端球囊体积。如图11所示，所测量的压力1105是电路1102的输入信号。如本文所述，测量的压力信号可以是最终由附接在系统实施例上的压力传感器产生的模拟信号或数字信号，并用于测量施加到系统(例如导管压力)的能量。目标压力1110是另一个电子信号，它是电路1102的输入信号。目标压力信号1110可以硬连线到指定值，或者可以基于不同类型的远端球囊、不同类型的治疗策略(包括预期施加到导管的压力量)进行配置。所测量的压力1105和目标压力1110被路由到求和电路1115，求和电路1115被配置为计算所测量的压力1105与目标压力1110之间的差值。也就是说，在图11所示的实施例中，求和电路1115被配置为将目标压力1110加到所测量压力1105的负值。
[0152]
将求和电路1115的求和结果1120与阈值1125进行比较。求和结果1120和阈值1125都是比较器电路1130的输入。阈值1125是电路1102的输入信号，可以是硬连线值，也可以是可配置值，在任一情况下其反映所测量压力1105与目标压力1110之间的可接受公差。比较器电路1130被配置成产生比较器结果1135，如果比较器电路1130的结果在允许容差范围内，则比较器结果1135为数字低值(即逻辑0)，如果比较器电路1130的结果超出允许容差，则比较器结果1135为数字高值(即逻辑1)。也就是说，例如，在所测量的压力信号1105低得令人无法接受的情况下，求和结果1120也将因此而低得令人无法接受，导致比较器结果1135为数字高值或逻辑值1。比较器结果1135连接到触发器1140的数据输入端口，用于存储系统状态，在这种情况下以一比特位数字逻辑值的形式存储。
[0153]
螺线管触发信号1145是用于控制螺线管打开导管压力的压力控制信号。也就是说，当螺线管触发信号1145为高时，控制螺线管使得压力被输入到导管中(未在图11中示出)并因此施加到远端球囊(未在图11中示出)。当实施例被这样配置时，将在螺线管触发信号1145的后沿(即下降沿)上向导管施加最长时间的压力。由于导管在螺线管触发信号1145的后沿上暴露在压力下的时间最长，因此预计导管压力在那时将处于其峰值振幅。也就是说，最大导管压力预期出现在螺线管触发信号1145的每个后沿上。
[0154]
在被路由到触发器时钟输入信号之前，使用逆变器1150将螺线管触发信号1145反转。可以使用任何方便的逆变电路或数字逻辑not门来使逆变输出1155逻辑地反映逆变的螺线管触发信号1145，使得，例如逆变输出1155的前缘1170对应于螺线管触发信号1145的后沿1160并且逆变输出1155的下降沿1175对应于螺线管触发信号的前缘1165。因此，当触发器1140是正边缘触发触发器时(即，它被配置成使得存储值是在触发器时钟信号的每个前沿时被写入)，比较器1135的结果将在螺线管触发信号1145的每个后沿时写入触发器
1140。当比较器结果1135在螺线管触发信号1145的后缘写入时，比较器结果1135反映了通过导管施加到远端球囊的压力的峰值振幅下所测量的压力1105的比较。
[0155]
在图11所示的实施例中，触发器输出信号1180反映了系统状态。当系统正常工作时，电子电路1102被配置成使得触发器输出信号1180是数字低值或逻辑0值，这意味着所测量的压力在目标压力的可接受阈值内并且没有检测到意外的压力下降。当系统处于故障状态时，电子电路1102被配置成使得触发器输出信号1180是数字高值或逻辑1值，这意味着所测量的压力超出了目标压力的可接受阈值并且已经检测到意外的压力下降。
[0156]
图12a示出了根据本发明的用于监测系统状态的示例性电子电路的操作结果，例如，图11和上述描述中所描绘的电子电路1102的操作。图表1205是坐标图，压力1210显示在图表1205的y轴上，时间1215显示在图表1205的x轴上，压力1210随着时间1215变化。系统中测得的压力(即导管压力)显示在曲线1220的图表上。因为施加到导管上的压力是脉冲的(即是脉冲的)，所以所测量的压力1220以循环的方式形成具有最大振幅和最小振幅的波形。系统的目标压力(即最大预期压力)，由线1225表示，其示出了图表1205上的示例性目标压力。目标压力1225的可容忍公差阈值表示为压力带1230，其反映了目标压力1225的压力值的可接受差异范围。系统状态信号1235反映逻辑值0或1，其中逻辑值0表示系统正常操作，逻辑值1表示系统故障。
[0157]
图表1205示出了在时间段1240(大约0至0.4秒)期间的正常系统操作。在时间段1240内，峰值测量压力持续上升到接近目标压力1225，并且始终在目标压力1225的可接受阈值1230内。由于导管压力在此期间始终在可接受的压力范围内，因此被配置为监测系统状态的电子电路始终指示正常的系统操作。该结果反映在系统状态信号1235中，系统状态信号1235在时间段1240期间保持为逻辑0。
[0158]
图表1205还示出了在时间段1245期间(大约0.4秒至1秒)的系统故障阶段。在时间段1245期间，峰值测量压力始终无法上升到目标压力1225，并且始终在目标压力1225的可接受阈值1230之外。由于在此期间导管峰值压力始终在可接受的压力范围之外，因此被配置为监测系统状态的电子电路始终指示由于测量到的压力下降而导致的系统故障。该结果反映在系统状态信号1235中，系统状态信号1235在时间段1245期间上升并保持为逻辑1。
[0159]
导管爆裂检测
[0160]
根据本发明的系统可以被配置成检测导管是否是完整的导管，导管是否已经完全失效或导管是否有泄漏。
[0161]
图12b描绘了根据本发明的系统的完整(即，不泄漏)导管在治疗期间进行压力和体积测量行为的示例。在图12b中，在整个治疗过程中，峰压和谷压基本保持不变，并且治疗期间的体积不下降。
[0162]
图12c描绘了根据本发明的系统的完全失效的导管在治疗期间进行压力和体积测量行为的示例。完全失效的导管会损坏管腔，并会损坏放大器组件。使用导管压力和体积变化，可以在不到0.05-2秒(例如治疗的0.1秒)的时间内检测到导管的爆裂。在上图中，体积传感器测量到体积下降，从而触发系统警告并停止治疗。体积减少速率可能在0.01至10ml/秒的范围内，例如0.5ml/秒。在爆裂期间，峰值压力也会降低，但滞后于体积变化。
[0163]
图12d描绘了根据本发明的系统的泄露导管在治疗期间进行压力和体积测量行为的示例。导管泄漏会导致液体喷射，从而损坏血管壁。利用导管压力和体积变化(如通过测
量本发明的实施例那样)，能够通过测量压力循环期间谷压的增加以及导管中体积的减小来检测导管的泄漏。谷压增加的范围可以为0.1-10个大气压，例如1-2个大气压。体积减少的速率可以为0.01至10ml/秒，例如0.1ml/秒。在某些实施例中，可以使用基于软件的方案来检测这些条件的组合，以在脉冲血管内碎石治疗期间立即关闭系统。
[0164]
方法
[0165]
本发明的系统可用于各种应用。在一些示例中，该系统可用于压裂嵌在弹性导管内的硬化材料。对于本文所呈现的实施例，本公开描述了与治疗动脉导管(例如冠状动脉或外周动脉)内动脉粥样硬化钙化相关的应用。然而，本系统和教导并不仅限于动脉粥样硬化钙化或动脉导管，而是可以普遍应用于本领域技术人员所确定的其它应用。例如，对于改变顺应性(如上所述，动脉血管的顺应性)或涉及医疗干预的情况(例如，先前存在着支架并随后阻塞)尤其如此。先前将支架放置在管腔内会改变血管的顺应性。能够在将来的治疗中以及预测技术(例如本文所述的机器学习技术)中结合利用血管顺应性曲线的数据和反馈。
[0166]
在一些示例中，本文所述的系统的各种实施例被用在动态球囊血管成形术(dba)方法中，dba是一种使用具有广义波形的压力振荡(在部分实施例中为谐波或特定于频率的压力波形振荡)的技术，以在血管成形术期间有效且安全地使钙化病灶碎裂。用于治疗动脉钙化斑块的dba概念如图13a-13e所示。在dba中，将具有球囊2的导管16部署到具有钙化斑块1350(图13b)的血管1300中，例如，利用本领域已知的那些任意方便的方案在导线的帮助下进行。通过血管成形术球囊，斑块受到高频压力振荡(图13c-13d)。在振荡的低压阶段(图13c)，球囊压力降低到接近实现球囊充气所需的最小压力，通常为1-2个大气压。在振荡的高压阶段(图13d)，球囊充气至峰值压力，该压力可由医生或系统设定。典型的峰值充气压力的范围可能为从低压范围以上到球囊的最大额定压力(可能是25个大气压或更高)。球囊的压力循环以这种方式诱导钙化斑块1350的循环载荷低于钙化斑块的碎裂应力，但仍在塑性变形区。钙化斑块内部的异质性是由许多具有尖角的微裂缝组成的。通过本文描述的碎裂机理，如图13a-13e所示循环地加载会在斑块微裂缝和不规则表面附近的这些尖角处引起循环应力。循环应力激发这些尖角并使它们生长，这会使微裂缝扩张为更大的宏观裂缝。与静压相比，这些微裂缝的生长导致斑块在较低的充气压力下更彻底地碎裂。更高的频率压力循环与循环之间的更高压力差有望提高这种碎裂扩展机制的有效性。通过在血管成形术球囊中产生受控的高频压力循环，dba降低了碎裂钙化斑块所需的球囊压力(例如，与合适的非dba控制相比，在一些示例中为1％到50％，例如20％到30％)，改善了支架部署，改善并控制了用于药物涂层球囊、应力软化、脂核动脉粥样硬化斑块的药物输送，扩张了钙化支架再狭窄和病变心脏瓣膜叶上钙化体的碎裂，并改善了假体和设备的球囊膨胀和部署。有关本文所述的系统所采用的dba方法的实施例的更多详细信息，请参阅美国公布专利申请no.20200046949以及待决pct申请serial no.pct/us2020/055458，其公开内容通过引用并入本文。
[0167]
在一些示例中，本发明的系统(例如如上所述)足以实现图14所示的四部分脉冲治疗方案，这四部分脉冲治疗方案使硬化斑块和周围健康软组织安全且可控地扩张。为了治疗这些多组分血管，可以采用四部分治疗算法，该四部分治疗算法包括以下步骤：(1)通过mullins效应对软组织进行低应力扩张阶段3800；(2)在钙化斑块中进行塑性变形阶段3700直至斑块碎裂；(3)斑块碎裂检测并立即降低压力阶段3600，以降低周围组织的应力；(4)通
过mullins效应对软组织进行低应力扩张阶段3500以使钙化斑块碎裂后的软组织扩张。图6示出了通过该四部分算法随时间施加到血管上的力的实施例。由于导管上的显著衰减和现有技术方法中缺乏压力控制，因此导管的输入压力无法成功地传递到球囊(系统输出)。因此，现有技术系统中的组织应力在高频振荡期间不会返回到低状态(即没有组织放松期)，这限制了mullins应力循环的效果。通过将衰减最小化和压力控制，本系统在球囊(系统输出)中诱导压力振荡，该压力振荡跟随近端源的压力输入，压力振荡为0-50atm，频率为0-25hz，占空比为60-80％。这一改进很重要，原因有两个：(1)它允许组织在减压循环(遵循mullins效应)期间放松，以及(2)它允许在治疗过程中动脉闭塞的有限时间内将足够的振荡施加到血管上。有关本发明的实施例可以使用的方法的更多详细信息，请参见待决pct申请serial no.pct/us2020/055458，其公开内容通过引用并入本文。
[0168]
在某些示例中，本发明的实施例可用于评估血管的顺应性。血管是天然顺应的弹性结构。它们的顺应性是将来自心脏的脉冲流转化为毛细血管中的稳定流所必需的。然而，随着年龄的增长，衰老和动脉粥样硬化过程会降低血管的顺应性并减少内腔面积，从而对血管系统造成流动不匹配和额外压力。尤其是在血管壁形成内膜和内侧钙化斑块期间和之后，血管顺应性会降低。
[0169]
提高血管顺应性是更明确地治疗动脉粥样硬化的先决条件。参见dattilo r,himmelstein si,cuff rf的the compliance 360
°
trial:a randomized,prospective,multicenter,pilot study comparing acute and long-term results of orbital atherectomy to balloon angioplasty for calcified femoropopliteal disease.j invasive cardiol.2014；26(8):355-360.http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/25091093。为了在钙积聚后最大限度地提高血管壁的顺应性，会使用血管成形术或血管内碎石术治疗来破碎内膜和内侧钙环，以使管状血管中更具弹性的成分暴露并将其从干化的钙中释放出来。如上所述，可以利用本发明的实施例来实施脉冲血管内碎石术，使其既能裂解钙(即，如图13所示的使cp组织碎裂)，也能使血管最终扩张。在部分情况下，本发明的实施例在单次治疗中可以同时用来使cp组织碎裂和使组织最终扩张。也就是说，本发明的实施例还能在dba中首先向血管施加脉冲以使cp组织碎裂，然后随后使用例如传统的、非顺应的球囊后扩张来使血管扩张。
[0170]
血管顺应性是由以下关系式所定义的可测量参量：
[0171][0172]
其中，对于给定的压力变化δp，δv是血管体积的变化。由于组织的不可压缩性，能够通过除以血管长度将血管体积转换为面积。由于动脉中的压力-容量关系是非线性的，因此顺应性通常是在给定的压力或体积下定义的。
[0173]
由于同时测量压力变化δp和血管横截面积变化δa或体积变化δv可能很具有挑战性，因此很难获取血管的顺应性。根据本发明的系统通过如下所述般准确评估血管体内的顺应性来解决这一难题。
[0174]
如上所述，导管球囊组件的近端连接器可以包括膜位置传感器(例如霍尔传感器)和压力表，膜位置传感器提供关于膜在任意给定时间时的空间位置的数据，压力表用于测量球囊导管组件的液体通道和远端球囊中的压力。在此类示例中，可以使用该系统来实时
评估球囊的体积膨胀和/或球囊部位的血管顺应性。
[0175]
作为测量隔膜(即膜)位置的结果，能够实时评估球囊中的体积变化，并且能够测量对应的球囊压力。也就是说，该系统被配置为对基于球囊的导管加压，同时读取导管系统中的压力和体积。这种体积-压力关系能提供血管顺应性的度量，因为如上所述，血管顺应性是血管体积变化与压力变化的比率。为了实现此测量，能在球囊不受周围血管抑制时测量球囊的体积-压力关系。当位于坚硬的血管内时，球囊在其不受抑制的基线状态下需要更高的压力才能达到等效的球囊体积。因此，可以使用球囊来测量血管的顺应性。由于能够准确记录隔膜位置(球囊体积的替代测量)和球囊压力，因此能够在体内轻松测量血管的顺应性。该顺应性测量能用作成功治疗的衡量标准，顺应性较低表示充分或治疗性球囊扩张和成功治疗。在一些示例中，该系统采用的方法类似于美国公布申请出版物no.20150080747(其公开内容通过引用并入本文)中所描述的那些方法，其中膜位移用作球囊体积的量度。
[0176]
根据本发明的用于测量血管顺应性的系统和方法可以被配置成获取治疗前、治疗期间和治疗后的压力-体积测量值。使用在这些测量期间所获得的数据，能够获得血管顺应性的变化以确定治疗效果。血管顺应性的变化也可用于调整治疗强度和/或持续时间。
[0177]
此外，本发明的实施例可用于在治疗期间的各种实例下产生压力-体积曲线(即顺应性曲线)。可以获取治疗前后的顺应性变化。可以在类似的血管段之间比较这些变化，以了解合适的顺应性变化水平。
[0178]
此外，根据本发明的方法还可以包括使用其它可用的测量技术(例如超声、电影血管造影、计算机断层扫描、血管内超声ivus和/或光学相干断层扫描oct)来获取动脉内横截面的伴随测量。在一些示例中，根据本发明的系统可以被配置成包含从这种测量(即传感器融合技术)中获取的信息。通过这种可视化技术获得的体积和/或面积测量值可以与根据本发明的球囊系统实施例的压力和体积读数(即，体积和/或压力的变化或相对变化测量值)相结合，以产生具有更高精度的血管的绝对顺应性测量。然后，这种绝对顺应性测量可用于比较跨血管床的治疗，以优化治疗以实现短期和长期成功。此外，可以获得血管顺应性曲线的绝对测量值，并在治疗组之间进行比较。
[0179]
虽然已经在根据本发明的脉冲球囊导管系统的上下文中描述了测量血管顺应性的系统和方法，但用于测量血管顺应性的这种系统和方法也可以应用于其他系统，例如用于被配置为提供静态球囊血管成形术、脉冲血管内碎石术、基于空化的血管内碎石术和/或外部应用的碎石术脉冲的系统。
[0180]
图15示出了用上述实施例执行的自主血管成形术的过程步骤。为了启动该自主过程，无菌区域中的医生或技术人员可以将近端连接器连接到具体系统的致动器。此步骤可能涉及与患者的一些人工互动，但可以暂停透视以尽量减少操作人员的暴露。在该实施例中，可以使用机器人导管插入设备(例如，本领域已知的那些)将血管成形术球囊插入病灶。此步骤可能包括透视成像和辐射，但可以在屏蔽实验室内进行，从而消除操作员辐射暴露。一旦合适的球囊穿过病灶，操作员可以选择适当的治疗设定，然后开始治疗。在过程之前、期间或之后，操作员可以使透视图像可视化，并将这些图像与测量压力-体积数据进行比较。如果治疗不成功，可以在相同或不同的设定下继续该过程。如果治疗不成功，可以用机器人移除球囊导管。在这些步骤中，操作员可以留在屏蔽实验室内并免受辐射。在一些示例中，可以使用预填充和/或弹簧偏置的球囊导管和/或复合球囊来最大程度地减少操作员的
辐射暴露。在这些示例中，操作员不必用造影剂填充导管，也不必在手术完成后取出和折叠球囊。一旦所有这些步骤都已经执行并且不再需要透视，就可以结束该过程。
[0181]
图16a示出了图形用户界面(gui)，操作员可以在自主血管成形术过程中使用该界面。在该实施例中，gui可以具有若干信息区域，例如治疗特征区域、球囊特征区域和图表区域。治疗特征区域表示操作员在手术过程中所采用的重要过程特征。这些特征包括压力、频率、占空比、循环次数和过程时间。系统和/或用户可以更新或更改这些特征中的部分或全部。球囊特征区域可能包括与已连接到手持致动器的球囊相关的信息。可能显示的信息包括球囊直径、长度、标称压力和额定压力，以及其他球囊特征(例如药物涂层或支架覆盖的球囊)。此外，球囊导管连接信息(即球囊是否已连接)能包含在本区域中。在图表区域中，可以显示各种过程图表，包括顺应性图表和治疗图表。顺应性图表可能包括可随球囊提供的标称压力-体积曲线。此外，在整个手术过程中可以绘制和更新在手术过程中原位测量的压力-体积曲线。操作员可以使用该图表作为顺应性或有效性的衡量标准来确定治疗效果。压力图表可以包括压力与时间的关系显示。gui上可能包含的其他信息(未显示)包括治疗状态和强度、on/off开关、指示灯led等。
[0182]
图16b示出了根据另一实施例的gui屏幕示例，其中gui屏幕提供球囊和治疗信息。球囊信息区域包含与各种球囊特性有关的信息(例如直径和长度、低强度和高强度特性以及启动条件)，为用户提供正确设置导管相关的信息。治疗信息区域包含与治疗强度(低或高)、治疗模式(脉冲或静态)、治疗时间、治疗状态、循环计数、气体压力水平和状态消息有关的信息。
[0183]
该系统可用于将脉冲能量施加到任意数量的不同受试者的内部组织位置。在一些示例中，受试者是“哺乳动物”或“哺乳类动物”，其中这些术语广泛用于描述属于哺乳动物纲的生物体，包括食肉动物(例如，狗和猫)、啮齿动物(例如，小鼠、豚鼠和大鼠)和灵长类动物(例如，人类、黑猩猩和猴子)。在一些示例中，受试者是人类。
[0184]
套件
[0185]
还提供了包括系统或系统的一个或更多个组件(例如如上所述)的套件。因此，在一些示例中，该套件可以包括球囊导管组件(可以是也可能不是预填充的)、脉冲发生器或其组件(例如手持致动器等)中的一个或更多个。该套件可以存在于包装中，根据需要该包装可以是无菌的。
[0186]
该套件还可能包括使用套件的指令。这些指令可以记录在合适的记录介质上。例如，这些指令可以印刷在基材(例如纸张或塑料等)上。因此，这些指令可以作为包装插页出现在套件中、出现在套件或其组件(即，与包装或分包装相关联)的容器标签中等。在其它实施例中，这些指令作为电子存储数据文件存在于合适的计算机可读存储介质(例如便携式闪存驱动器、dvd或cd-rom等)上。这些指令可以采用任何形式，包括与如何使用设备有关的完整说明，或作为访问万维网上发布的说明的网站地址。
[0187]
以下示例仅供说明使用，而非用作限制。
[0188]
示例
[0189]
i.设备
[0190]
图17提供了根据本发明实施例的球囊导管组件的图片。图18示出了图17中的球囊导管组件的近端连接器的组装过程。组装过程的第一步是将电子柔性印刷电路板组件固定
在隔膜和压力传感器上。例如，可以使用环氧树脂和焊料。压力传感器和隔膜可以固定在远端凸缘上。可以使用适当的固定技术(例如，紧固件、焊接等)将近端凸缘固定到远端凸缘上。例如，可以用环氧树脂将电子连接器固定到近端凸缘的正面，以便提供与手持致动器的可靠连接。图6表示对所述实施例和物理组件进行的测试。图中所示压力增加的同时远端球囊处的力也增加。振荡期间所产生的力与静态膨胀期间所产生的力相匹配，表明系统在脉冲期间的衰减最小。
[0191]
图19提供了根据本发明实施例的球囊导管系统的图片，例如包括图17所示的球囊导管组件实施例的球囊导管系统。
[0192]
本发明的实施例提供了许多优点，这些优点包括但不限于：
[0193]
·
使用预填充的球囊导管和复合球囊实施例，操作员不必用造影剂/生理盐水混合物填充球囊导管，这是一种改进，因为临床医生在治疗时所引入的液体量可能是变化的，在体积插入、去气泡、放气等中可能存在误差；
[0194]
·
如果球囊不是预填充的，则隔膜跟踪机构提供了一种测量插入系统的适当体积的方法；
[0195]
·
使用预填充的球囊导管和复合球囊实施例，能够预先测量球囊中的体积-压力关系，并能用来在治疗期间做出决定；
[0196]
·
实施例允许以最少的医生干预进行血管成形增压，从而限制了医生暴露于x射线荧光透视的危险；
[0197]
·
球囊可以具有内部存储器，该存储器将潜在的治疗特征告知系统的其余部分。
[0198]
ii.用于尸体模型中钙化斑块的受控碎裂的脉冲血管内碎石术(p-ivl)的离体演示
[0199]
a.背景
[0200]
钙化斑块(cp)的治疗在心脏病学中仍然是无法满足的临床需求。我们发明了一种基于球囊的新型技术即脉冲血管内碎石术(p-ivl)来治疗钙化组织。这项研究证明了p-ivl能够控制尸体cp中cp微观结构的碎裂。
[0201]
b.方法
[0202]
p-ivl疗法采用高频振荡球囊，其可控地在cp结构中产生微裂纹。从新鲜尸体中切取了六段钙化的胫动脉，管腔直径为2至3mm。将p-ivl球囊(直径与血管之比为1.1∶1)(pulse
tm
设备(如图19所示)，振幅血管系统(amplitude vascular systems)，ann arbor，mi)放置在病灶上，并对病灶实施p-ivl治疗(脉冲(pulse)，振幅血管系统(amplitude vascular systems))60秒。在治疗前后使用一起注册的三维微计算机断层扫描(uct)和血管段的二维对比增强射线图像测量cp结构和管腔直径。
[0203]
c.结果
[0204]
图21示出了具有代表性的实验。p-ivl治疗的结果为：平均急性管腔增加为0.6
±
0.2mm，平均残余狭窄为38％
±
10％。大血管病理学显示无血管损伤迹象。uct显示cp结构的轴向和纵向碎裂。(图20)即使存在广泛的cp碎裂，也可以观察到弹性动脉壁的最小过度拉伸。
[0205]
d.结论
[0206]
p-ivl疗法是一种治疗cp的有效技术，cp会在cp微观结构中产生碎片。这种碎裂的
作用机制包括在cp结构中诱发受控的、基于疲劳的生长。
[0207]
iii.用于灌注尸体模型中钙化斑块的受控碎裂的脉冲血管内碎石术的评估
[0208]
a.背景
[0209]
血管钙化仍然是经皮治疗的一个挑战。在这项研究中，评估了一种基于球囊的新型脉冲血管内碎石术(p-ivl)技术，该技术可在灌注尸体模型中以受控方式扩张外周动脉钙化病灶。
[0210]
b.方法
[0211]
p-ivl疗法采用高频振荡球囊，在血管钙化中产生受控的微裂纹。目标标本是有冠状动脉或外周动脉粥样硬化、糖尿病或吸烟史并且在x射线屏幕中呈现血管钙化的患者的新鲜(或冷冻不到6个月)尸体腿部。用p-ivl疗法治疗6条腿的共12个病变段，血管直径为3.0至6.0mm。将p-ivl球囊(与血管直径之比为1.1∶1)(如图19所示)放置在病灶上，并以低强度进行p-ivl治疗(脉冲(pulse)，振幅血管系统(amplitude vascular systems))30至90秒(并在2例持久性病灶中提供额外的高强度)。使用荧光透视和光学相干断层扫描(oct)测量治疗前后的钙化斑块结构和管腔直径。切取经过治疗的和邻近的未治疗动脉段，并由盲法评价员进行微计算机断层扫描(uct)分析以评估钙体碎裂。
[0212]
c.结果
[0213]
p-ivl治疗的定量冠状动脉造影(qca)分析的结果为：直径狭窄减少31.7
±
13.4％，平均残余狭窄减少9.4
±
7.9％，急性管腔增加1.9
±
0.9mm。oct分析显示平均总面积增加101.6
±
99.5％。每条血管均表现出出色的血管造影扩张，无需任何辅助治疗。oct显示广泛的钙裂缝，所切取血管的uct证实存在深度且广泛的钙碎裂。图20b示出了钙碎裂。由于治疗，产生了纵向(从左到右的裂缝)和圆周(围绕结构的裂缝)碎裂。
[0214]
d.结论
[0215]
p-ivl疗法是一种治疗血管内钙化的很有前途的技术。使用p-ivl治疗钙体的作用机制包括通过在周围组织处实施受控的球囊振荡来使钙化基于疲劳而碎裂。
[0216]
尽管有所附权利要求，本公开还由以下条款定义：
[0217]
1、一种脉冲球囊导管系统，该系统包括：
[0218]
(a)脉冲发生器；和
[0219]
(b)可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件，球囊导管组件包括：
[0220]
(i)近端连接器，其可操作地将球囊导管组件连接到脉冲发生器，并且被配置为将脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；
[0221]
(ii)远端球囊；和
[0222]
(iii)导管部件，其包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道，该流体通道被配置为将第二脉冲能量从近端连接器沿流体通道传播到远端球囊。
[0223]
2、根据条款1所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端连接器包括由膜隔开的近端腔室和远端腔室。
[0224]
3、根据条款2所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端腔室由近端凸缘限定，远端腔室由远端凸缘限定。
[0225]
4、根据条款3所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端凸缘包括近端端口，该近端端口被配置为接收由脉冲发生器生成的第一脉冲能量。
[0226]
5、根据条款2至4中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，远端凸缘包括远端端口，该远端端口将远端腔室与流体通道流体耦接。
[0227]
6、根据条款2至5中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端腔室包含气体，远端腔室包含液体。
[0228]
7、根据条款2至6中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端连接器还包括可操作地耦接到远端腔室的压力传感器。
[0229]
8、根据条款2至7中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端连接器包括膜位置传感器，该膜位置传感器被配置为检测膜的膜位置变化。
[0230]
9、根据条款8所述的脉冲球囊导管系统，其中，膜位置传感器包括霍尔传感器。
[0231]
10、根据条款9所述的脉冲球囊导管系统，其中，脉冲发生器包括固定磁体，该固定磁体被定位成在膜移动时调制所述霍尔传感器的电压的固定磁体。
[0232]
11、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端连接器还包括电组件。
[0233]
12、根据条款11所述的脉冲球囊导管系统，其中，电组件包括电路。
[0234]
13、根据条款11或12所述的脉冲球囊导管系统，其中，电组件包括存储器。
[0235]
14、根据条款13所述的脉冲球囊导管系统，其中，存储器包括远端球囊信息。
[0236]
15、根据条款14所述的脉冲球囊导管系统，其中，远端球囊信息包括有效期、批号、球囊尺寸、球囊额定爆裂压力和标称压力、循环极限和所使用循环中的一种或更多种。
[0237]
16、根据条款11至15中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，近端连接器还包括将电组件电耦合到脉冲发生器的电连接器。
[0238]
17、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，导管部件包括：
[0239]
近端柔性管；
[0240]
远端导管轴；和
[0241]
将近端柔性管的远端连接到远端导管轴的近端的连接器。
[0242]
18、根据条款17所述的脉冲球囊导管系统，其中，连接器包括第一分支和第二分支，该第一分支被配置为向导管轴的导线通道提供导线进入，该第二分支被配置为流体耦接近端柔性管和远端导管轴的内腔。
[0243]
19、根据条款18所述的脉冲球囊导管系统，其中，连接器为y型连接器。
[0244]
20、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，远端球囊包括复合球囊。
[0245]
21、根据条款20所述的脉冲球囊导管系统，其中，复合球囊包括顺应性部件和非顺应性部件。
[0246]
22、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，球囊导管组件包括填充有预定体积的液体的密封组件。
[0247]
23、根据条款22所述的脉冲球囊导管系统，其中，液体包含造影剂。
[0248]
24、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，脉冲发生器被配置为生成气动脉冲能量。
[0249]
25、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，脉冲发生器包括可操作地连接到近端连接器的手持式致动器。
[0250]
26、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，脉冲发生器是可重复使用的。
[0251]
27、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，球囊导管组件被配置为单次使用。
[0252]
28、根据条款1所述的脉冲球囊导管系统，其中，系统被配置为产生压力脉冲，该压力脉冲具有基于治疗效果选择的振幅。
[0253]
29、根据条款28所述的脉冲球囊导管系统，其中，治疗效果是通过球囊的体积变化来评估的。
[0254]
30、根据条款28所述的脉冲球囊导管系统，其中，球囊的体积变化由隔膜位置确定。
[0255]
31、根据条款1至30中任一项所述的脉冲球囊导管系统，还被配置为评估血管顺应性。
[0256]
32、根据条款31所述的脉冲球囊导管系统，其中，系统还包括膜位置传感器，该膜位置传感器被配置为检测膜的位置变化，其中，系统还被配置为基于压力传感器所检测的压力变化和基于膜的位置变化的体积变化来评估血管顺应性。
[0257]
33、根据条款32所述的脉冲球囊导管系统，其中，膜位置传感器包括霍尔传感器。
[0258]
34、根据条款33所述的脉冲球囊导管系统，还包括固定磁体，该固定磁体被定位成在膜移动时调制霍尔传感器的电压。
[0259]
35、根据条款31至34中任一项所述的脉冲球囊导管系统，还被配置为在治疗期间基本上实时评估血管顺应性。
[0260]
36、根据条款31至35中任一项所述的脉冲球囊导管系统，还被配置为在治疗前后评估血管顺应性。
[0261]
37、根据条款31至36中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，治疗效果是基于血管顺应性的变化来评估的。
[0262]
38、根据前述条款中任一项所述的脉冲球囊导管系统，还被配置为检测系统状态。
[0263]
39、根据条款38所述的脉冲球囊导管系统，还包括被配置为检测系统状态的电子电路。
[0264]
40、根据条款39所述的脉冲球囊导管系统，其中，电子电路被配置为将所测量的系统特性与目标阈值进行比较。
[0265]
41、根据条款40所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的系统特性包括压力。
[0266]
42、根据条款41所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的系统特性为导管压力。
[0267]
43、根据条款42所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的导管压力是脉冲导管压力的最大振幅。
[0268]
44、根据条款41所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的系统特性包括体积。
[0269]
45、根据条款44所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的体积为远端球囊体积。
[0270]
46、根据条款45所述的脉冲球囊导管系统，其中，所测量的远端球囊体积为最大远端球囊体积。
[0271]
47、根据条款40至46中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，电子电路包括：
[0272]
比较器电路，其被配置为将所测量的系统特性与目标阈值进行比较；和
[0273]
触发器，其被配置为存储比较器电路的结果，其中：
[0274]
触发器基于压力控制信号进行计时，并且
[0275]
触发器所存储的数据值反映了系统状态。
[0276]
48、根据条款47所述的脉冲球囊导管系统，其中，电路被配置为将比较器电路的结果写入触发器，使得结果基本上对应于最大振幅导管压力或最大远端球囊体积的比较。
[0277]
49、根据条款47至48中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，压力控制信号基于导管压力控制信号。
[0278]
50、根据条款49所述的脉冲球囊导管系统，其中，导管压力控制信号为螺线管触发信号。
[0279]
51、根据条款50所述的脉冲球囊导管系统，其中，电路被配置为在螺线管触发信号的后沿将比较器电路的结果写入触发器。
[0280]
52、根据条款38至51中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所检测的系统状态为压力故障、系统泄漏或球囊爆裂中的一种或更多种。
[0281]
53、一种将脉冲能量赋予内部管腔组织位置的方法，该方法包括：
[0282]
部署根据条款1至52中任一项所述的脉冲球囊导管系统，使得远端球囊与内部管腔组织位置相邻，和
[0283]
致动系统以将脉冲能量赋予内部管腔组织位置。
[0284]
54、根据条款53所述的方法，其中，方法是执行动态球囊血管成形术的方法。
[0285]
55、根据条款53和54所述的方法，其中，方法是评估血管顺应性的方法。
[0286]
56、一种利用球囊导管系统评估内部管腔组织位置的血管顺应性的方法，其中，球囊导管系统包括连接到导管部件的远端球囊，方法包括：
[0287]
部署球囊导管系统，使得远端球囊与内部管腔组织位置相邻；
[0288]
致动球囊导管系统，以通过导管部件向远端球囊施加压力；
[0289]
检测远端球囊的体积变化，并且基本上同时检测通过导管部件施加到远端球囊的压力变化；和
[0290]
基于所检测的体积变化和检测的压力变化，评估内部管腔组织位置的血管顺应性。
[0291]
57、根据条款56所述的评估血管顺应性的方法，其中，在治疗期间基本上实时测量内部管腔组织位置的血管顺应性。
[0292]
58、根据条款56至57中任一项所述的评估血管顺应性的方法，还包括在治疗期间的不同时间测量内部管腔组织位置的血管顺应性。
[0293]
59、根据条款56所述的评估血管顺应性的方法，还包括在治疗前后评估内部管腔组织位置的血管顺应性。
[0294]
60、根据条款56至59中任一项所述的评估血管顺应性的方法，还包括测量内部管腔组织位置的绝对血管顺应性。
[0295]
61、根据条款60所述的评估血管顺应性的方法，其中，绝对血管顺应性是基于测量内部管腔组织的横截面积来确定的。
[0296]
62、根据条款61所述的评估血管顺应性的方法，其中，测量内部管腔组织的横截面积包括应用透视、血管内超声或光学相干断层扫描技术中的一种或更多种。
[0297]
63、一种球囊导管组件，包括：
[0298]
(a)近端连接器，其可操作地将球囊导管组件连接到脉冲发生器，并且被配置为将脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；
[0299]
(b)远端球囊；和
[0300]
(c)导管部件，其包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道，该流体通道被配置为将第二脉冲能量从近端连接器沿流体通道传播到远端球囊。
[0301]
64、根据条款63所述的球囊导管组件，其中，近端连接器包括由膜隔开的近端腔室和远端腔室。
[0302]
65、根据条款64所述的球囊导管组件，其中，近端腔室由近端凸缘限定，远端腔室由远端凸缘限定。
[0303]
66、根据条款65所述的球囊导管组件，其中，近端凸缘包括近端端口，该近端端口被配置为接收由脉冲发生器生成的第一脉冲能量。
[0304]
67、根据条款64至66中任一项所述的球囊导管组件，其中，远端凸缘包括远端端口，该远端端口将远端腔室与流体通道流体耦接。
[0305]
68、根据条款64至67中任一项所述的球囊导管组件，其中，近端腔室包含气体，远端腔室包含液体。
[0306]
69、根据条款64至68中任一项所述的球囊导管组件，其中，近端连接器还包括可操作地耦接到远端腔室的压力传感器。
[0307]
70、根据条款64至69中任一项所述的球囊导管组件，其中，近端连接器包括膜位置传感器，该膜位置传感器被配置为检测膜的膜位置变化。
[0308]
71、根据条款70所述的球囊导管组件，其中，膜位置传感器包括霍尔传感器。
[0309]
72、根据条款63至71中任一项所述的球囊导管组件，其中，近端连接器还包括电组件。
[0310]
73、根据条款72所述的球囊导管组件，其中，电组件包括电路。
[0311]
74、根据条款72至73中任一项所述的球囊导管组件，其中，电组件包括存储器。
[0312]
75、根据条款74所述的球囊导管组件，其中，存储器包括远端球囊信息。
[0313]
76、根据条款75所述的球囊导管组件，其中，远端球囊信息包括有效期、批号、球囊尺寸、球囊额定爆破压力和标称压力、循环限制和所使用循环中的一种或更多种。
[0314]
77、根据条款72至76中任一项所述的球囊导管组件，其中，近端连接器还包括将电组件电耦合到脉冲发生器的电连接器。
[0315]
78、根据条款63至77中任一项所述的球囊导管组件，其中，导管部件包括：
[0316]
近端柔性管；
[0317]
远端导管轴；和
[0318]
将近端柔性管的远端连接到远端导管轴的近端的连接器。
[0319]
79、根据条款78所述的球囊导管组件，其中，连接器包括第一分支和第二分支，该第一分支被配置为向导管轴的导线通道提供导线进入，该第二分支被配置为流体耦接近端柔性管和远端导管轴的内腔。
[0320]
80、根据条款79所述的球囊导管组件，其中，连接器为y型连接器。
[0321]
81、根据条款63至80中任一项所述的球囊导管组件，其中，远端球囊包括复合球
囊。
[0322]
82、根据条款81所述的球囊导管组件，其中，复合球囊包括顺应性部件和非顺应性部件。
[0323]
83、根据条款63至82中任一项所述的球囊导管组件，其中所述球囊导管组件包括填充有预定体积的液体的密封组件。
[0324]
84、根据条款83所述的球囊导管组件，其中，液体包含造影剂。
[0325]
85、根据条款63至84中任一项所述的球囊导管组件，其中，球囊导管组件被配置为单次使用。
[0326]
86、根据条款63至85中任一项所述球囊导管组件，还被配置为评估血管顺应性。
[0327]
87、根据条款69所述的球囊导管组件，其中，系统还包括膜位置传感器，该膜位置传感器被配置为检测膜的位置变化，其中，系统还被配置为基于压力传感器所检测的压力变化和基于膜的位置变化的体积变化来评估血管顺应性。
[0328]
88、根据条款87所述的球囊导管组件，其中，膜位置传感器包括霍尔传感器。
[0329]
89、根据条款88所述的球囊导管组件，还包括固定磁体，该固定磁体被定位成在膜移动时调制霍尔传感器的电压。
[0330]
90、根据条款86至89中任一项所述球囊导管组件，还被配置为在治疗期间基本上实时评估血管顺应性。
[0331]
91、根据条款86至90中任一项所述球囊导管组件，还被配置为在治疗前后评估血管顺应性。
[0332]
92、根据条款86至91中任一项所述的球囊导管组件，其中，治疗效果是基于血管顺应性的变化来评估的。
[0333]
93、根据条款63至92中任一项所述的球囊导管组件，还被配置为检测系统状态。
[0334]
94、根据条款93所述的球囊导管组件，还包括被配置为检测系统状态的电子电路。
[0335]
95、根据条款94所述的球囊导管组件，其中，电子电路被配置为将所测量的系统特性与目标阈值进行比较。
[0336]
96、根据条款95所述的球囊导管组件，其中，所测量的系统特性包括压力。
[0337]
97、根据条款96所述的球囊导管组件，其中，所测量的系统特性为导管压力。
[0338]
98、根据条款97所述的球囊导管组件，其中，所测量的导管压力为脉冲导管压力的最大振幅。
[0339]
99、根据条款95所述的球囊导管组件，其中，所测量的系统特性包括体积。
[0340]
100、根据条款99所述的球囊导管组件，其中，所测量的体积为远端球囊体积。
[0341]
101、根据条款100所述的球囊导管组件，其中，所测量的远端球囊体积为最大远端球囊体积。
[0342]
102、根据条款95至101中任一项所述的球囊导管组件，其中，电子电路包括：
[0343]
比较器电路，其被配置为将所测量的系统特性与目标阈值进行比较；和
[0344]
触发器，其被配置为存储比较器电路的结果，其中：
[0345]
触发器基于压力控制信号进行计时，并且
[0346]
触发器所存储的数据值反映了系统状态。
[0347]
103、根据条款102所述的球囊导管组件，其中，电路被配置为将比较器电路的结果
写入触发器，使得结果基本上对应于最大振幅导管压力或最大远端球囊体积的比较。
[0348]
104、根据条款102至103中任一项所述的球囊导管组件，其中，压力控制信号基于导管压力控制信号。
[0349]
105、根据条款104所述的球囊导管组件，其中，导管压力控制信号为螺线管触发信号。
[0350]
106、根据条款105所述的球囊导管组件，其中，电路被配置为在螺线管触发信号的后沿将比较器电路的结果写入触发器。
[0351]
107、根据条款93至106中任一项所述的球囊导管组件，其中，所检测的系统状态是压力故障、系统泄漏或球囊爆裂中的一种或更多种。
[0352]
108、一种套件，其包括根据条款63至107中任一项所述的球囊导管组件。
[0353]
109、根据条款100所述的套件，还包括条款1至52中任一项所述的脉冲发生器。
[0354]
110、一种脉冲球囊导管系统，系统包括：
[0355]
(a)脉冲发生器；和
[0356]
(b)可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件，
[0357]
其中，系统被配置为远程操作。
[0358]
111、根据条款110所述的脉冲球囊导管系统，其中，系统被配置为向用户提供基于手术的反馈信息。
[0359]
112、根据条款111所述的脉冲球囊导管系统，其中，基于手术的反馈信息包括球囊压力、体积变化、手术成功和球囊频率中的一种或更多种。
[0360]
113、根据条款111至112中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，系统被配置为通过声音、视觉和感觉(例如，振动)中的一种或更多种向用户提供基于手术的反馈信息。
[0361]
114、根据条款110至113中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，系统包括用于操作员的工作站，以使用系统执行手术。
[0362]
115、根据条款114所述的脉冲球囊导管系统，其中，工作站是被屏蔽的。
[0363]
116、根据条款110至115中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，球囊导管组件包括导管部件和填充有液体的远端球囊。
[0364]
117、根据条款116所述的脉冲球囊导管系统，其中，液体包含生理盐水或造影剂。
[0365]
118、根据条款110至117中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，球囊导管组件包括远端球囊，该远端球囊被配置为在压力释放时自动放气。
[0366]
119、根据条款118所述的脉冲球囊导管系统，其中，远端球囊包括复合球囊。
[0367]
在至少部分先前描述的实施例中，某一实施例中所使用的一个或更多个元件能够在另一个实施例中互换地使用，除非这种替换在技术上不可行。本领域技术人员能够理解，在不脱离要求保护的主题范围的情况下，可以对上述方法和结构进行各种其它删减、添加和修改。所有这些修改和变动都旨在落入所附权利要求所定义的主题范围内。
[0368]
本领域内的人员会明白，一般而言，本文中使用的术语，特别是在所附权利要求书(例如，所附权利要求的正文)中使用的术语通常旨在作为“开放”术语(例如，术语“包括”应解释为“包括但不限于”，术语“具有”应解释为“至少具有”，术语“包含”应解释为“包含但不限于”等)。本领域人员还会明白，如果权利要求内容打算引用特定的数量，则会在权利要求中明确说明该意图，而在没有说明的情况下，则不存在这种意图。例如，为了帮助理解，以下
所附权利要求可能包含使用介绍性短语“至少一个”和“一个或更多个”来介绍权利要求内容。不过，这并不意味着由不定冠词修饰的此类权利要求内容被限制为仅包含一种此类引用，即使同一权利要求包括介绍性短语“一个或更多个”或“至少一个”和诸如“一个”或“一种”之类(例如，“一个”和/或“一种”应解释为“至少一个”或“一个或更多个”)的不定冠词；对于使用定冠词来介绍权利要求的内容也是如此。此外，本领域技术人员会明白，即使在权利要求中明确使用了特定的数量，这种用法是指至少引用次数(例如，不带任何修饰符地纯粹使用“两次”，这意味着至少两次或者两次或更多次)。此外，对于使用类似于“a、b和c等中的至少一个”表述的情况，具有本领域技能的人员通常会理解该表述(例如，“具有a、b和c中的至少一个的系统”将包括但不限于：仅具有a的系统；仅具有b的系统；仅具有c的系统；具有a和b一起的系统；具有a和c一起的系统；具有b和c一起的系统；和/或具有a、b和c一起的系统等)。对于使用类似于“a、b或c等中的至少一个”的表述的情况，具有本领域技能的人员通常会理解该表述(例如，“具有a、b或c中的至少一个的系统”将包括但不限于：仅具有a的系统；仅具有b的系统；仅具有c的系统；具有a和b一起的系统；具有a和c一起的系统；具有b和c一起的系统；和/或具有a、b和c一起的系统等)。本领域人员还会明白，无论是在说明书、权利要求书还是附图中，都应当将几乎任意呈现两个或更多个替代术语的转折连词和/或短语理解为以下含义：包括其中一个术语、包括术语之一或包括两个术语。例如，将短语“a或b”理解为：“a”或“b”或“a和b”。
[0369]
此外，本领域技术人员将明白，如果用markush组来描述本公开的特征或方面，则本公开也因此用markush组组成员中的任意单个成员或子组来描述。
[0370]
正如本领域技术人员所理解的那样，对于任意和所有目的(例如在提供书面描述方面)，本文所公开的所有范围还包括任意和所有可能的子范围及其子范围的组合。能够将任意列出的范围当作充分描述并能够将相同的范围分解为至少相等的一半、三分之一、四分之一、五分之一、十分之一等。作为非限制性示例，能够很轻松地将本文所讨论的每个范围拆解为下三分之一、中三分之一和上三分之一等。正如本领域技术人员还将理解的那样，所有语言(例如“高至”、“至少”、“大于”、“小于”等)包括所列举的数量，并指代随后能被分解为如上所述的子范围的范围。最后，如本领域技术人员将理解的，范围包括该范围中每个单独的成员。因此，例如，具有条文1-3的组是指具有条文1、条文2或条文3的组。同样，具有条文1-5的组是指具有条文1、条文2、条文3、条文4或条文5的组，依此类推。
[0371]
尽管为了清楚理解的目的，已经通过图示和示例的方式对上述发明进行了一些详细描述，但是根据本发明的教导，对于本领域普通技术人员来说显而易见的是，在不脱离所附权利要求的精神或范围的情况下，可以对其进行一些改变和修改。
[0372]
因此，前面仅说明了本发明的原理。应当理解，本领域技术人员将能够设计出各种装置，这些装置尽管本文没有明确地描述或示出，但体现了本发明的原理并且被包括在其精神和范围内。此外，本文中列举的所有示例和条件语言主要旨在帮助读者理解本发明的原理和发明人为促进本领域而贡献的概念，并且应被解释为不限于这些具体列举的示例和条件。此外，本文中引用本发明的原理、方面和实施例及其具体示例的所有陈述旨在涵盖其结构和功能等效物。此外，这些等效物旨在包括当前已知的等效物和未来开发的等效物，即，所开发的执行相同功能的任何元件，无论结构如何。此外，无论本文公开内容是否在权利要求中明确记载，本文所公开的任何内容均不旨在献给公众。
[0373]
因此，本发明的范围不旨在限于本文所示和描述的示例性实施例。相反，本发明的范围和精神由所附权利要求书体现。在权利要求书中，35u.s.c.
§
112(f)或35u.s.c.
§
112(6)被明确定义为仅当权利要求书的此类限制开始引用确切短语“用于
…
的装置”或确切短语“用于
…
的步骤”时，才援引权利要求中的限制；如果在权利要求中的限制中没有使用这样的确切短语，则不援引35u.s.c.
§
112(f)或35u.s.c.
§
112(6)。

技术特征：
1.一种脉冲球囊导管系统，所述系统包括：(a)脉冲发生器；和(b)可操作地连接到所述脉冲发生器的球囊导管组件，所述球囊导管组件包括：(i)近端连接器，其可操作地将所述球囊导管组件连接到所述脉冲发生器，并且被配置为将所述脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；(ii)远端球囊；和(iii)导管部件，其包括可操作地定位在所述近端连接器与所述远端球囊之间的流体通道，所述流体通道被配置为将所述第二脉冲能量从所述近端连接器沿所述流体通道传播到所述远端球囊。2.根据权利要求1所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端连接器包括由膜隔开的近端腔室和远端腔室。3.根据权利要求2所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端腔室包含气体，所述远端腔室包含液体。4.根据权利要求2至3中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端连接器还包括可操作地耦接到所述远端腔室的压力传感器。5.根据权利要求2至4中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端连接器包括膜位置传感器，所述膜位置传感器被配置为检测所述膜的膜位置变化。6.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述近端连接器还包括电组件。7.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述导管部件包括：近端柔性管；远端导管轴；和将所述近端柔性管的远端连接到所述远端导管轴的近端的连接器。8.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述远端球囊包括复合球囊。9.根据权利要求8所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述复合球囊包括顺应性部件和非顺应性部件。10.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述球囊导管组件包括填充有预定体积的液体的密封组件。11.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，脉冲发生器被配置为生成气动脉冲能量。12.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，其中，所述系统被配置为生成压力脉冲，所述压力脉冲具有基于治疗效果选择的振幅。13.根据前述权利要求中任一项所述的脉冲球囊导管系统，还被配置为检测系统状态。14.一种球囊导管组件，包括：(a)近端连接器，其可操作地将所述球囊导管组件连接到脉冲发生器，并且被配置为将所述脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；(b)远端球囊；和(c)导管部件，其包括可操作地定位在所述近端连接器与所述远端球囊之间的流体通
道，所述流体通道被配置为将所述第二脉冲能量从所述近端连接器沿所述流体通道传播到所述远端球囊。15.一种脉冲球囊导管系统，所述系统包括：(a)脉冲发生器；和(b)可操作地连接到所述脉冲发生器的球囊导管组件，其中，所述系统被配置为远程操作。

技术总结
提供脉冲球囊导管系统。系统的各个方面包括：脉冲发生器；和可操作地连接到脉冲发生器的球囊导管组件。在实施例中，球囊导管组件包括：近端连接器，其将球囊导管组件可操作地连接到脉冲发生器，并且被配置为将脉冲发生器生成的第一脉冲能量转换为第二脉冲能量；远端球囊；以及导管部件，其中导管部件包括可操作地定位在近端连接器与远端球囊之间的流体通道，该通道被配置为将第二脉冲能量从近端连接器沿流体通道传播到远端球囊。系统、组件和套件可用于各种不同的应用，包括球囊血管成形术应用。用。用。


技术研发人员：罗伯特
受保护的技术使用者：振幅血管系统公司
技术研发日：2022.02.01
技术公布日：2023/9/22