CN105025970A - 利用纹理化表面增强结合性的柔性电路/球囊组件 - Google Patents

Abstract

用于重建身体通道的组织或邻近身体通道的组织的系统、方法和装置可包括或利用具有可膨胀球囊的导管，可膨胀球囊具有多个柔性电路。在一些情况下，激光纹理化可用来帮助增强柔性电路至可膨胀球囊的结合性。

Description

利用纹理化表面增强结合性的柔性电路/球囊组件

相关申请的交叉引用

根据《美国法典》35卷§119，本申请要求于2012年11月2日提交的，美国临时申请序号第61/796,124号的优先权，其全部内容通过引用合并在此。

背景技术

医生使用导管接入身体的内部组织，并通过改变身体的内部组织来产生治疗，特别是在诸如血管的体腔内或其周围。例如，球囊成形术和其他导管通常用来打开由于动脉粥样硬化疾病而变得狭窄的动脉。

针对患有难治性高血压的患者，导管可用来通过射频能量治疗来执行肾去神经术。这是较新的方法，已经发现其在治疗高血压中是临床有效的。在该方法中，射频能量施加到肾动脉壁上以降低邻近肾动脉的交感神经系统的超活化(其通常是慢性高血压的原因)。这个方法在一些情况下已被发现是成功的，但还是与显著的疼痛感联系在一起，并且现有的治疗对医生来说较难准确地执行，并且是相当花费时间的。

影响许多患者的另一种状况是充血性心力衰竭(“CHF”)。充血性心力衰竭是心脏受损且供给至身体器官的血流减少时出现的状况。如果血流充分减少，肾脏功能开始改变，这将导致体液滞留，激素分泌异常，以及血管收缩增加。这些结果增加了心脏的工作负荷，进一步降低了心脏通过肾脏和循环系统泵送血液的能力。

人们相信，逐渐减少肾脏灌注是保持充血性心力衰竭螺旋式下降的主要非心源性原因。例如，心脏努力泵送血液时，心输出量得以维持或降低，并且肾脏保存流体和电解质以维持心脏的心博量。所造成的压力增加使心肌进一步超载，以致心肌必须更努力地泵送以对抗较高的压力。然后已经损伤的心肌由于增加的压力而进一步受压并损伤。除了加重心力衰竭之外，肾脏衰竭可导致肾脏功能螺旋式下降并进一步恶化。例如，在上述前向性心力衰竭中(收缩性心力衰竭)，肾脏逐渐缺血。在后向性心力衰竭中(舒张性心力衰竭)，肾脏相对于肾静脉高血压逐渐充血。因此，肾脏可导致其自身的不断恶化衰竭。

肾脏的功能可总结为以下三大类：过滤血液并排泄身体新陈代谢所产生的废弃排泄物；调节盐、水、电解质和酸碱平衡；以及分泌激素以维持生命器官的血流量。肾脏没有正常运作，患者会遭受水滞留，尿量减少以及血液和身体中废物毒素累积。这些状况由肾功能降低或肾衰竭(肾脏衰竭)造成，并被认为是增加了心脏的工作负荷。在充血性心力衰竭患者中，由于肾脏运作不良，随着流体滞留及血液毒素累积，肾衰竭会导致心脏进一步恶化。所造成的高血压对脑血管疾病及中风的进展也具有巨大的影响。

自主神经系统是不同程度地影响几乎每个器官和生理系统的神经网络。通常，该系统由交感神经和副交感神经组成。例如，至肾脏的交感神经在神经节链内或在腹腔神经节内沿脊柱和突触穿过交感神经链，然后经由在“肾神经”内部的神经节后纤维刺激肾脏。沿着肾门(动脉及在一定程度上的静脉)行进的肾神经是神经节后交感神经及从肾脏传入的神经。从肾脏传入的神经在背根内行进(如果它们是痛感纤维)，并进入到前根中(如果它们是感觉纤维)，然后进入到脊髓中，并最终进入到脑的专门区域中。传入神经，压力感受器及化学感受器经由脑将来自肾脏的信息传送返回至交感神经系统；它们的消融或抑制至少是肾神经消融或去神经或局部破坏后所看到的血压改善的部分原因。已有人提出并通过实验部分证实了，颈动脉窦水平下的压力感受器响应由肾动脉传入神经调停，以致肾动脉传入神经响应的损失减弱了颈动脉压力感受器对动脉血压变化的响应(美国期刊《Physiology and Renal Physiology》279:F491-F501,2000，其全部内容通过引用合并在此)。

心力衰竭状况导致肾脏异常高的交感神经活化已在动物模型中得到证实。肾交感神经活动增加导致从身体排出的水和钠减少，以及肾素分泌增加，肾素分泌刺激肾上腺分泌醛固酮。肾素分泌增加可导致血管紧张素II水平增加，其导致供给肾脏的血管收缩及全身血管收缩，以上所有导致了肾血流减少及高血压。交感肾神经活动降低，例如，经由去神经分布，可反转这些过程，事实上已在临床上得到证实。

就高血压来说，交感神经超速有助于充血性心力衰竭的形成与发展。与那些患有原发性高血压的患者相比，充血性高血压患者从肾脏和心脏溢流至静脉血浆的去甲肾上腺素更高。慢性交感神经刺激使心脏直接或间接工作过度，直接是因为心脏增加了输出，间接是因为收缩脉管系统对心脏的泵送呈现出较高的阻力。当心脏努力泵送更多血液时，左心室质量增加，于是心脏重建发生。心脏重建导致心脏异源的交感神经激活，其进一步破坏了心脏收缩的同步。这样，重建最初有助于增加心脏的泵送，但最终降低了心脏的效率。左心室功能降低进一步激活了交感神经系统(SNS)和肾素-血管紧张素-醛固酮系统(RAAS)，驱使从高血压导致充血性心力衰竭的恶性循坏。

发明内容

本发明大体涉及医疗器械，系统，和施加(或另外使用)能量的方法，以及其他领域，其中准确控制电能是有利的。在示例性实施方式中，本发明针对高血压，充血性心力衰竭和腔内疾病(诸如粥样斑块，易损或“热”斑块等)提供了在基于导管的治疗过程中有选择地输送能量剂量的能量发生和控制装置。

附图说明

图1A是根据本发明一实施方式用于重建组织的系统的简化示意图。

图1B是根据本发明一实施方式的导管的可膨胀装置的立体图。

图1C是图1B中可膨胀装置处于展开形态的顶视图。

图1D和1E是根据本发明实施方式的可膨胀装置的立体图。

图1F是根据本发明一实施方式的可膨胀装置的立体图。

图2A是根据本发明一实施方式的电极组件的顶视图。

图2B是图2A的局部剖面图A-A。

图2C是图2A的局部剖面图B-B。

图3A-3D是根据本发明实施方式具有多个电极极板的各种电极组件的顶视图。

图4A-4C是根据本发明实施方式具有单个远侧电极极板的各种电极组件的顶视图。

图5A-5F是根据本发明实施方式具有单个近侧电极极板的各种电极组件的顶视图。

图5G-5I是根据本发明实施方式的各种单极电极组件的顶视图。

图6是根据本发明一替代实施方式用于重建身体通道的图1A系统的剖视图。

图7-10示出根据本发明一些实施方式的温度曲线的各种非限制性示例。

图11和12示出温度曲线某些非限制性示例对比的实验结果。

图13和14示出与本发明实施方式一起使用的控制回路的一个实施方式。

图13A示出与本发明实施方式一起使用的控制回路的另一个实施方式。

图15示出电极温度随时间变化的一个非限制性示例。

图16-23示出治疗期间与八个电极有关的各种属性的一个非限制性示例。

图24A-24F是治疗的一个实施方式中的示例性抓屏。

图25-30示出一个评估肾去神经的示例性系统有效性和安全性的实验。

图31和32示意地示出根据本发明一些实施方式与两个电极相关联的治疗区域。

图33示出包括定位在身体通道中的电极阵列的可膨胀球囊。

图34-38示出除了别的之外评估在接近肾动脉的组织中由电外科方法产生的治疗区域范围的实验。

图39-41示出射频治疗过程中治疗区域重叠的示例。

图42和43示意示出导管的可膨胀装置，该导管包括用于刺激和测量神经信号的电极。

图44和45分别示出治疗前和接受至少一些治疗之后的神经响应信号。

图46示出可膨胀球囊的实施方式。

图47-50B示出肾去神经治疗方法的实施方式。

图51示出非纹理化球囊的示例。

图52是纹理化球囊外表面的示例的高倍放大光学图像。

图53是纹理化球囊外表面的示例的扫描电子显微镜图像。

图54示出纹理化球囊的示例。

图55示出具有非纹理化聚酚亚胺背板的柔性电路的示例。

图56是在纹理化之前柔性电路聚酚亚胺表面的示例的高倍放大光学图像。

图57示出了纹理化柔性电路聚酚亚胺表面的示例。

具体实施方式

本发明的实施方式涉及通常用于治疗靶组织以实现治疗效果的功率发生和控制装置。在一些实施方式中，靶组织是包含或邻近神经的组织(包括肾动脉及相关联的肾神经)。在其他实施方式中，靶组织是腔组织，其可进一步包括诸如在动脉疾病中发现的病变组织。

在本发明又另一个示例性实施方式中，按目标剂量输送能量的能力可用于神经组织以实现有利的生物反应。例如，已知慢性疼痛、泌尿道障碍、高血压及多种其它的持续性状况可通过操作神经组织来影响。例如，众所周知，对药物治疗无响应的慢性高血压可通过使邻近肾动脉的过多神经活动停止而得到改善或消除。还众所周知的，神经组织不是生来具有再生特性。因此，可通过破坏神经组织的传导路径来有利地影响过多的神经活动。当破坏神经传导路径时，避免损伤邻近的神经或器官组织是特别有益的。指导并控制能量剂量的能力适合于神经组织的治疗。无论是加热或消融能量剂量，如本文所述并公开的精确控制的能量输送可指向神经组织。此外，定向应用的能量可足以瞄准神经，而无须密切接触，在使用典型的消融探针时会需要密切接触。例如，可施加温度足够高的偏心加热以使神经组织变性，而不会造成消融，且不需要刺穿腔组织。然而，将本发明的能量输送表面配置成通过功率控制和发生装置控制用准确的能量剂量刺穿组织并输送消融能量类似于消融探针也是可取的。

在一些实施方式中，去神经治疗的有效性可通过治疗前，治疗期间，和/或治疗后的测量来评估以定制一个或多个针对特定患者的治疗参数或者识别额外治疗的需要。例如，去神经系统可包括用于评估治疗是否已造成或正在造成靶组织或近侧组织中神经活动减少的功能性，这可为调节治疗参数提供反馈或指出额外治疗的必要性。

虽然本公开聚焦于在脉管系统中使用该技术，但是该技术对其他腔组织也是有用的。本发明可能使用的其他解剖学结构是食道、口腔、鼻咽腔、耳咽管和鼓室、脑窦、动脉系统、静脉系统、心脏、喉、气管、支气管、胃、十二指肠、回肠、结肠、直肠、膀胱、输尿管、射精管、输精管、尿道、子宫腔、阴道腔、以及子宫颈管。

系统概览

图1A示出用于在身体通道中执行治疗的系统100。系统100包括控制单元110。控制单元110可包括用于向导管装置120输送射频能量的射频发生器。可与本文公开的实施方式一起使用的示例性控制单元及相关的能量输送方法在共同转让的名为《Power Generating and Control Apparatus for the Treatment ofTissue》的美国专利申请第13/066,347号中公开，其全部内容通过引用合并在此。可与本文公开的实施方式一起使用的更多示例在共同转让的名为《TunedRF Energy for Selective Treatment of Atheroma and Other Target Tissues and/orStructures》的美国专利第7,742,795号，名为《Selectable Eccentric Remodelingand/or Ablation of Atherosclerotic Material》的美国专利第7,291,146号，以及名为《System for Inducing Desirable Temperature Effects on Body Tissue》的美国公告第2008/0188912号中公开，其全部内容通过引用合并在此。在一些实施方式中，特别是在一些利用单极能量输送的实施方式中，该系统还可包括与导管装置相关联的接地/共用电极，电连接至控制单元100的单独极板，或以其他方式与系统100相关联。

在一些实施方式中，控制单元110可包括处理器或另外连接至处理器以控制或记录治疗。处理器典型地包括计算机硬件和/或软件，通常包括一个或多个可编程处理器单元，其运行机器可读程序指令或代码以执行本文公开的一个或多个实施方式和方法中的一些或全部。代码通常包含在诸如存储器(可选择地只读存储器、随机存取存储器、非易失性存储器等)和/或记录介质(诸如，软盘、硬盘驱动器、CD、DVD、非易失性固态存储卡等)的有形介质中。代码和/或相关的数据以及信号也可经由网络连接(诸如无线网络、以太网、互联网、内部网络等)传送到处理器或者传送来自处理器的代码和/或相关数据以及信号，代码中的一些或全部也可经由一个或多个总线在导管系统的构件之间及处理器内传送，并且合适标准或专有的通讯卡、连接器、线缆等通常包括在处理器中。处理器通常可配置成至少部分通过用软件代码编程处理器来执行本文描述的计算及信号传输步骤，其可写成单个程序、一系列单独的子程序或相关程序等。处理器可包括标准或专有数字和/或模拟信号处理硬件、软件和/或固件，并可优选地具有充分的处理能力以在患者治疗过程中执行本文描述的计算，处理器可选择地包括个人电脑、笔记本电脑、平板电脑、专有处理单元或其组合。还可包括与现代计算机系统相关联的标准或专有的输入设备(诸如鼠标、键盘、触摸屏、控制杆等)和输出设备(诸如打印机、扬声器、显示器等)，并且具有多个处理单元(或甚至是分开的计算机)的处理器可用在大范围集中或分布的数据处理架构中。

在最优选的实施方式中，系统100的控制软件可使用客户端-服务器方案来进一步提高系统的易用性、灵活性及可靠性。“客户端”是系统控制逻辑；“服务器”是控制硬件。通讯管理器将系统状态的变化转发至预定的客户端和服务器。客户端“知道”当前的系统状态是什么，以及基于状态的具体变化执行什么命令或决定。服务器基于客户端命令来执行系统功能。由于通讯管理器是集中式信息管理器，优选地，新的系统硬件可不需要对现有的客户端服务器关系进行改变；然后新的系统硬件及相关的控制逻辑可仅仅变成为通过通讯管理器管理的信息的附加“预定者”。优选地，这个控制方案提供了具有固定基本例程的稳健中央操作程序的好处；优选地，基本例程无变化可能是必须的以便操作设计成与系统一起操作的新的电路构件。

可膨胀装置及电极组件

返回图1A，导管装置120可包括可膨胀装置130，其可以是顺应性、非顺应性、或半顺应性的球囊。可膨胀装置130包括多个电连接至控制单元110的电极组件。这种电极组件可电配置成单极或双极的，并且还具有热感测能力。

如图1B所示，根据多个柱状治疗区域A-D，电极组件可设置在可膨胀装置130上，这里以膨胀的状态示出。在其它实施方式中，其中一些实施方式在下面进一步描述，可膨胀装置130或治疗系统的其他构件可包括附加的电极组件，其不在治疗区域中或者另外不用于或配置成传输治疗能量。

治疗区域A-D及相关联的电极组件140a-d进一步在图1C中示出，其是图1B中可膨胀装置130的“展开”描绘。在一些实施方式中，可膨胀装置是直径4mm并具有两个电极组件140a-b的球囊。在其它实施方式中，可膨胀装置是直径5mm并具有三个电极组件140a-c的球囊。在一些实施方式中，可膨胀装置是直径6、7或8mm并具有四个电极组件140a-d的球囊，如图1B中描绘的。具有两个电极组件140a，b、4mm的球囊如图1D所示，具有三个电极组件140a-c、5mm的球囊如图1E所示。对于这些构造中的任何一种，可膨胀装置可具有约10mm至约100mm的工作长度，进一步优选的工作长度范围是约18mm至约25mm，其是图1B和1C中示出的所有治疗区域A-D的近似纵向跨距。电极组件140a-d可用粘合剂粘附至球囊。

图1F示意示出包括单极电极190阵列的可膨胀装置的实施方式(尽管，图1B至1E示出了电极阵列以及其他图也可用在单极构造中)。在一些情况下，可膨胀装置上单极电极190中的一个可配置成起其他电极的共用或接地电极的作用。或者，可膨胀装置上单独或不同形状及构造的电极(诸如图1F中虚线示出的环形电极192)或其他可膨胀装置上的电极(例如，图1G中的194)或者另外与导管相关联的其他器件可配置成共用电极。在还有其他的情况下，接地极板可缚到患者的皮肤上以起到共用电极的作用。尽管未在图1G中明确表示，类似于本文描述的其他实施方式，单极电极可各定位在温度感测装置上或接近温度感测装置。

a.重叠和非重叠治疗区域

返回图1B，治疗区域A-D沿纵轴L-L彼此纵向相邻，并可配置成使电极组件施加的能量产生不重叠的治疗。由纵向相邻的双极电极组件140a-d施加的治疗沿纵轴L-L是周向非连续的。例如，参照图1C，在一些实施方式中，治疗区域A中产生的损伤优选地与治疗区域B中产生的损伤绕周向(在这个图中是关于L-L的横向)重叠最小。

然而，在其它实施方式中，由电极组件(诸如图1C中示出的电极组件)施加的能量至少在某种程度上可纵向、周向、和/或以其他方式重叠。图31和32示意示出可如何给电极3102和3104通电以产生重叠的治疗区域的非限制性示例。尽管未在图31和32中具体示出，电极3102和电极3104可各是双极电极对(或者可以是单个单极电极)，并且可以定位在导管球囊或其他可膨胀装置的外表面上，使得它们沿纵向及周向彼此偏移(例如，如图1C)。如图31所示，各电极3102和3104可与包括目标温度区域(其外边界用“TT”标记)和热羽流(其外边界用“TP”标记)的治疗区域相关联(或者可配置成在与电极相对的组织中产生这种治疗区域)。在一些实施方式中，目标温度区域代表处于或高于期望的靶治疗温度的组织区域，或者在期望的目标温度范围内的组织区域。在一些实施方式中，热羽流代表不一定处于目标温度或者在目标温度范围内，但相对于热羽流外部的未治疗区域显示出温度升高的组织区域。

电极/电极对之间的治疗区域是否重叠可由各种因素影响，包括但不限于：电极几何形状、电极放置密度、电极定位、接地/共用电极放置和几何形状(在单极实施方式中)、能量发生器的输出设定、输出电压、输出功率、占空比、输出频率、组织特性、组织类型等。

在图31中，治疗区域的热羽流重叠，尽管目标温度区域没有重叠。在图32中，目标温度区域和热羽流两者都重叠。在一些实施方式中，治疗区域的重叠可绕器件的周向和/或绕围绕身体通道的组织的周向大致连续地延伸。在其它实施方式中，在治疗区域中可存在重叠，然而，那个重叠不会绕周向大致连续，在治疗区域中可能存在明显的不连续。

已经通过实验证实了，至少一些利用安装有电极的球囊阵列的电外科系统可在相邻的电极极板之间产生重叠的治疗区域，在至少一些情况下，产生绕身体通道的周边大致有效连续的治疗区域。在一个实验中，类似于美国公布第2008/0188912号(其全部内容通过引用合并在此)，特别是图9C(本文复制了该图为图33)中示出和描述的导管和可膨胀球囊用来在邻近的电极对之间产生重叠的治疗区域，使得治疗区域绕周边大致连续地有效延伸。如图33所示，可膨胀球囊20包括多个纵向延伸的、双极电极对34的序列，双极电极对34绕球囊的周边定位。例如，不像图1C中示出的电极阵列，图33中示出的电极阵列在可膨胀球囊20上对称设置。

在一个利用类似于图33基于导管的球囊电极阵列的实验中，用射频疗法的各种功率和持续时间(约60℃至75℃持续约5s至120s)对十四个肾血管进行治疗，或者不进行治疗，并在第28±1天和第84天评估这些肾血管的局部反应。另外，通过光镜评估总共七种动物的肾脏。

肾脏和肾动脉与下方肌肉一起无损地移植，并固定在10％的中性缓冲福尔马林中。然后提交固定的组织用于组织病理学处理和评估。对各个脉管每隔近似3-4mm进行修剪直到组织被用尽、处理、嵌入石蜡，以5微米切片两次，并用苏木精和曙红(H+E)和弹性蛋白三色(ET)来着色。肾脏修剪成三个水平(头部、中心和尾部)、处理、嵌入石蜡、切片并以H+E着色。得到的所有载玻片经由光镜检查。

评估以射频疗法的各种功率和持续时间治疗六个急性动脉或者未治疗的逐层切片，并评估显示出特征为血管中层和血管周组织中凝固性坏死和胶原蛋白透明样变化的急性热变化的依赖型肾脏。图34示出用六对电极在75℃规定持续时间十秒治疗左肾动脉(标为A)和周围组织的截面。在图34中，在虚线边界内观察到周向热损伤，包括对若干神经分支(如由箭头指示的)、神经节(短箭头)和相邻淋巴结(LN)的一部分的损伤。图35示出用六对电极在75℃规定持续时间五秒治疗右肾动脉和周围组织的截面。在图35中，在虚线边界内观察到周向损伤，包括若干神经分支(如由箭头指示的)。参照图34和35，热损伤在左动脉中治疗最中间段和右动脉中层中是周向的。肾脏没有示出与治疗有关的变化。在径向具有高达10mm深度的外在肾神经分布中，周向治疗有效到达并产生损伤。可能触发显著的再狭窄反应的球囊治疗幅度引起的显著程序损伤最小。

图36和图37示出了图34的左肾动脉在治疗后第27天的附加截面。图38是75℃射频治疗的另一个代表性低放大图像。图38中的治疗区域由剩余的坏死中膜，并且外膜由于早期平滑肌细胞增生、纤维素增生和炎症渗透(例如支架)变厚而证实。图38还示出治疗区域延伸到相邻的外膜中(如由虚线所示)。

图39-41进一步示出在一些实施方式中治疗区域如何在射频能量治疗过程中重叠。图39-41示出在三十秒的治疗过程中定位在装满热敏凝胶的圆筒中的Vessix V2导管。图39示出刚在治疗开始之后的热敏凝胶，凝胶中的正方形补片表明局部电极加热。如图40所示，随着治疗的进展，凝胶中的补片由于热传导而增大尺寸并形成紧密接触。图41示出完成30秒治疗后的凝胶，示出了补片的大量重叠。

b.电极组件结构

返回图1C，各电极极板组件包括四个主要元件，它们是远侧电极极板150a-d、中间辫160a-d、近侧电极极板170a-d、以及近侧辫180b、d(未对电极极板组件140b和140c示出近侧辫)。参照图2A-C示出并描述了电极组件140a-d的构造细节。

图2A示出了电极组件200的顶视图，其在图1C中确定为电极组件140。电极组件200构建为具有多层的柔性电路。这种层可以是连续的或者不连续的，即，由离散部分构成。如图2B和2C所示，绝缘的基层202为电极组件200提供了基座。基层202可由诸如聚酰亚胺的柔性聚合物构建。在一些实施方式中，基层202的厚度近似0.5密耳(0.0127mm)。由多个离散迹线构成的导电层204层压在基层202的顶部上。导电层204可以是，例如，电沉积铜的层。在一些实施方式中，导电层204的厚度近似0.018mm。绝缘层206离散地或连续地层压在导电层204的顶部上，以致导电层204流体密封在基层202和绝缘层206之间。像基层202一样，绝缘层206可由诸如聚酰亚胺的柔性聚合物构建。在一些实施方式中，绝缘层206的厚度近似0.5密耳(0.0127mm)。在其他实施方式中，绝缘层206是完整或局部的聚合物涂层，诸如聚四氟乙烯(PTFE)或硅酮。

图2A示出的电极组件200包括远侧电极极板208。在这个区域，基层202形成矩形。如图所示，电极组件200可包括多个开口以提供更多的柔性，并且组件的极板和其他部分可包括圆角或弯角，过渡部分及其他部分。在一些情况下，开口和圆/弯的特征可增强组件对于从它的可膨胀装置上脱层的抵抗能力，在一些情况下，当可膨胀装置反复膨胀和收缩(在从保护鞘套中展开及退回到保护鞘套中时这可能是必须的)时，诸如手术过程中治疗多个部位时可能需要的，组件从它的可膨胀装置上脱层是可能发生的。

远侧电极极板208包括多个层压在基层202顶部上的离散迹线。这些迹线包括接地迹线210、有效电极迹线212、及传感器迹线214。接地迹线210包括细长的电极支承件216，其沿横向偏离传感器接地极板218。传感器接地极板218电连接至接地迹线210的细长支承件216，并位于远侧电极极板208的中心。桥接件220将传感器接地极板218的最远侧部分连接至接地迹线210细长电极支承件216的远侧部分。随着桥接件220行进至传感器接地极板218，桥接件220的宽度逐渐减少。在一些实施方式中，桥接件220具有相对一致且薄的宽度以实现期望量的灵活性。细长的电极支承件216在其近端处宽度逐渐减少，然而，这不是必需的。在一些实施方式中，细长的电极支承件216在其近侧部分可突然过渡至薄得多的迹线以实现期望的灵活性。通常，优化图中示出的变窄的迹线的曲率以减小重新俘获球囊的力及任何剐破(这里可能存在较尖锐的轮廓)的可能性。还优化迹线的形状和位置从而向作为一个整体的电极组件200提供尺寸稳定性，以防止安置和使用过程中变形。

图2A中接地迹线210和有效电极迹线212具有相似的构造。有效电极迹线212也包括细长的电极支承件216。

图28示出了远侧电极极板208的局部剖视图A-A。电极222层压在绝缘层206的一部分上，绝缘层206具有多个通道(例如，孔)以使电极222能够连接至(导电层204的)接地迹线210的细长电极支承件216。

如图2A所示，接地电极迹线210和有效电极迹线212可包括多个电极。为各个电极迹线设置三个电极222，然而，可使用更多或更少的电极。另外，各个电极222可具有倒圆角(radiused corner)以减小钩在其它装置和/或组织上的倾向性。尽管已在双极电极组件的上下文中描述了电极222及与它们相关联的迹线的以上描述，但本领域的技术人员将认识到相同的电极组件在单极模式下也可起作用。例如，作为一个非限制性示例，与有效电极迹线212和242相关联的电极可用作单极电极，在那些电极通电的过程中接地迹线210断开。

已经通过实验证实了，每多个电极具有纵向长度近似4mm(包括电极222之间的纵向间距)的肾高血压指示的优选实施方式，在避免狭窄反应的同时，相对于最佳损伤尺寸和深度提供了有效的组织重建结果。通过平衡热渗透的深度，并避免对治疗区域旁边的组织的热伤害，同时试图使电极对的数量最小化以优化最终装置的柔性和轮廓，得出了所示的构造。然而，所示的构造不是必然的要求，这是因为电极尺寸和放置几何形状可根据期望的治疗效果而变化。

三十三头约克夏猪(Yorkshire swine)通过Vessix Vascular的肾去神经射频(RF)球囊导管经受肾去神经(RDN)。假定通过Vessix Vascular电极设计的肾去神经通过一连串的设定(电极长度、温度和持续时间的函数)来完成，从而比较Vessix 16mm周向电极相对于具有偏离设计的2mm和4mm电极之间、在程序后第7天和28天的安全性。检查肾动脉的组织切片以评估组织反应，包括但不限于：在第7天和28天的损伤、发炎、纤维化和矿化。

用Vessix Vascular RDN射频球囊导管治疗肾动脉导致动脉壁和相邻外膜一连串的变化，其代表动脉/外膜反应从急性“有害”阶段到慢性“反应/修复”阶段的进展。由于动脉壁中存在这些变化，并延伸到相邻的外膜组织(理解为“治疗区域")中，肾动脉中的治疗区域是明显的。

在第7天，所有电极，不管长度、治疗温度或持续时间，都与主要的有害反应相关联。然而，2mm和4mm的电极也与早期的反应/修复反应相关联，不管治疗的持续时间，这未在16mm射频治疗的第7天观察到。16mm电极影响的动脉周边的总体程度相对于较短电极(2mm和4mm)增大(轻微/适度到显著的，被覆盖的周边分别为大约＞75％到100％)，而不管温度，在该较短电极中，通常该影响是最小的，为轻微/适度(被影响的周边分别为约＜25％到约25％至75％)，而不管治疗的持续时间。

在第28天，在除了较短的4mm电极之外的所有治疗组中观察到常见的最小新生内膜形成，而不管时间点。仅在第28天罕见的观察到轻微/适度的新生内膜形成，而不管治疗组；然而，16mm电极相对于较短的2mm和4mm电极，与轻微/适度的新生内膜发生率的轻微且可比的增大相关联。

内皮细胞的剥脱(即，损失)是任何介入性装置通过的常见结果，也是利用Vessix Vascular RDN射频球囊导管治疗的预期结果。由于内皮在防止血栓形成中的重要性，故监测其在剥脱区域中的恢复。就此而言，相对于受影响的动脉的近似周边来解释腔表面再内皮化的大小/程度。

在第7天，2mm和4mm的电极完全内皮化的动脉区段比没有内皮化的区段要多；完全内皮化存在于2mm和4mm电极的所有动脉区段中。以16mm电极治疗的动脉区段，在第七天没有观察到其具有完全内皮化，而不管剂量。

在第7天，发炎通常总体上最小，而不管是否治疗；然而，不管剂量，两个16mm电极相对于2mm和4mm电极的发炎总体增加。在2mm和4mm电极中极少观察到轻微/适度的发炎渗透液，但在16mm电极中频繁看到。

在图2A的实施方式中，各个电极222近似为1.14mm乘0.38mm，电极222之间的间隙近似0.31mm。接地迹线210和有效电极迹线212的电极222横向隔开大约1.85mm。在一些实施方式中，诸如图2B中所示的实施方式，电极206是距导电层204厚度近似0.038mm的金极板，并在绝缘层206上突出0.025mm。在不限制使用其它此类合适材料的情况下，金是良好的电极材料，因为其很生物相容、不透辐射并且导电和导热。在其它实施方式中，导电层204的电极厚度可在大约0.030mm到大约0.051mm的范围。在这种厚度下，电极222的相对刚度相比于例如铜导电层204可以很高。正因为如此，与使用单个电极相反，使用多个电极可提高柔性。在其它实施方式中，对于电极222，电极可小到0.5mm乘0.2mm，或者大到2.2mm乘0.6mm。

尽管平衡绝缘层206上金的厚度是重要的设计优化考虑，以便实现良好的柔性，同时保持足够的高度，从而提供良好的组织接触，这可与球囊安置或塌缩过程中避免钩住的表面高度的目标相抗衡。这些问题根据特定程序的其它元素而变化，诸如，球囊压力。对于许多实施方式而言，已经证实了，在绝缘层206上突出近似0.025mm的电极在球囊充胀压力低于10atm和低至2atm时具有良好的组织接触。这些压力远低于血管成形术球囊的典型充胀压力。

传感器迹线214位于远侧电极极板208的中心，并包括面向传感器接地极板218的传感器功率极板224。这些极板可连接至热感测装置226(诸如热电偶(例如，T型构造：铜/或康铜)或热敏电阻)的功率极和接地极，如图2C中绘出的局部截面图所示。

热感测装置226在近侧连接于传感器功率极板224，并在远侧连接于传感器接地极板218。为了帮助减小总体厚度，热感测装置226定位在基层202中的开口内。在一些实施方式中，热感测装置226是厚度0.1mm的热敏电阻，其异常薄—近似为工业标准的三分之二。如所示的，热感测装置226在远侧电极极板208的非组织接触侧上。于是，热感测装置226在并入到最终装置(诸如导管120)中时俘获在电极结构与球囊之间。这是有利的，因为表面安装的电气构件(如热敏电阻)通常具有尖锐的边缘和转角，其可能钩住组织，并可能造成球囊展开和/或收缩的问题。这种布局也防止焊接接头与血液接触，因为焊料通常是非生物相容的。而且，由于放置了热感测装置，其可测量代表组织和电极222的温度。现有技术中的设计通常采用两种方法中的一个—接触组织或者接触电极。这里，不使用这些现有方法中的任意一种。

从矩形远侧电极极板208开始，组合的基层202、导电层204和绝缘层206减小横向宽度至中间辫228。这里，导电层204形成为包括中间接地线230、中间有效电极线232和中间传感器线234，它们分别是远侧电极极板的接地迹线210、有效电极迹线212和传感器迹线214的共同延伸的迹线。

从中间辫228开始，组合的基层202、导电层204和绝缘层206增加横向宽度以形成近侧电极极板236。类似于远侧电极极板208构建近侧电极极板236，其中电极几何形状和热感测装置的布局基本相同，但是可存在各种差异。然而，如所示的，近侧电极极板236相对于沿中间接地线230延伸的中心轴线G-G横向偏离远侧电极极板208。中间有效电极线232和中间传感器线234在相对于中心轴线G-G平行的相应轴线上与近侧电极极板236横向共同延伸。

从近侧电极极板236开始，组合的基层202、导电层204和绝缘层206减小横向宽度以形成近侧辫238。近侧辫238包括近侧接地线240、近侧有效电极线242和近侧传感器线244，以及中间有效电极线232和中间传感器线234。近侧辫238包括连接器(未示出)使其能够连接至一个或多个子线束和/或连接器，并最终连接至控制单元110。这些线中的每一个相对于中心轴线G-G沿平行的相应轴线延伸。

如所示的，电极组件200具有远侧电极极板208和近侧电极极板236绕轴线G-G非对称的布局。而且，两个电极极板的接地电极连同中间接地线230和近侧接地线240沿轴线G-G大致对准。已经发现这种布局存在许多优点。例如，通过基本上共用相同的接地迹线，近侧辫的宽度仅是中间辫228宽度的大约一点五倍，而不是在各个电极极板具有独立的接地线的情况下近似两倍的宽度。因此，近侧辫238比两个中间辫228更窄。

而且，布置电极极板以共用接地迹线允许控制电极的相互作用。这在查看单个电极组件时不是立即表现出来的，而在一个以上的电极组件200组装到球囊上(例如，如图1C所示)时变得明显。各种电极极板可使用固态继电器和多路复用来激发和控制，其中多路复用的激发时间范围从大约100微秒到大约200毫秒，优选地，从大约10毫秒到大约50毫秒。针对实用目的，电极极板看起来是同时激发的，但通过以微爆裂快速激发电极防止了不同电极组件200相邻电极极板之间的杂散电流。这样执行使得不同电极极板组件200的相邻电极极板彼此异相激发。因此，电极组件的电极极板布局允许短治疗时间—10分钟或更短的总电极激发时间，其中一些近似的治疗时间短至10秒，其中示例性实施方式为大约30秒。短治疗时间的益处包括神经组织经受能量治疗时引起的手术后疼痛最小化、脉管封堵时间缩短、封堵副作用减小，以及由于相对较小的热输入至腔组织导致通过血液灌注旁系组织快速冷却。

在一些实施方式中，公共接地通常承载来自电极负极500kHz下的200V交流电，以及来自热感测装置226(在热敏电阻的情况下)的1V信号，其需要滤波射频电路使得热敏电阻信号可被感测到并用于发生器控制。在一些实施方式中，由于公共接地，相邻电极对的热敏电阻可用来监测温度，甚至是在没有激发相邻电极对的情况下。这提供了紧邻感测远侧电极极板208和近侧电极极板236的温度但仅激发其中一个的可能性。

再次参照图1C，各个电极组件140a-d的电极极板布局也使得能够有效地放置在球囊130上。如所示的，电极组件140a-d“键”入彼此中使得能够最大地使用球囊的表面面积。这部分地通过以设定各个中间辫的纵向长度间隔开电极极板而实现。例如，电极组件140a的中间辫长度设定成一距离，该距离分开其远侧电极极板150a和近侧电极极板170a使得横向相邻的电极组件140b横向相邻的近侧电极极板170b键入到电极组件140a的中间辫160a旁边。而且，电极组件140a的远侧电极极板150a键入在电极组件140b的中间辫160b与电极组件140d的中间辫160d之间。这样，各个中间辫160a-d的长度还要求任意一个电极组件的各个电极极板位于不相邻的治疗区域中。

通过横向偏移各电极组件140a-d的两个电极极板使得球囊的表面面积部分地实现了最大化。例如，各远侧电极极板150a-d横向向右偏移和近侧电极极板170a-d横向向左偏移允许相邻的电极极板组件键合到彼此中，使得一些电极极板彼此横向重叠。例如，电极组件140a的远侧电极极板150a与电极组件140b的近侧电极极板170b横向重叠。而且，电极组件140b的远侧电极极板150b与电极组件140c的近侧电极极板170c横向重叠。然而，各中间辫的长度防止电极极板周向重叠(在该视图中是纵向重叠)，这样保持治疗区域沿纵向L-L不邻接的性质。

电极极板的布局和几何形状以及柔性电路的辫的布局和几何形状也可帮助使球囊折叠或另外塌缩成相对紧凑的非膨胀状态。例如，在膨胀直径高达10mm的实施方式中，处于非膨胀状态的装置的直径可小到近似1mm。

一些实施方式利用具有相等大小和构造的标准电极组件，其中球囊外表面上电极组件的数量和相对位置是球囊直径和/或长度的函数，而电极组件的几何形状在不同球囊尺寸中保持不变。然后电极组件关于球囊直径和/或长度的相对定位可由给定尺寸的球囊上邻近的电极组件相邻的电极极板的周向和/或轴向重叠的期望程度或避免来确定。然而，在其它实施方式中，球囊上的所有电极组件不必是相同的。

图3A-3D示出可与图1A的系统100一起使用的替代电极极板构造。图3A示出类似于电极组件200构造，但具有两个直接地彼此邻近的电极极板302的电极组件300。

图3B示出类似于电极组件200构造，但具有两个直接地彼此邻近的电极极板306的电极极板组件304。而且，电极极板306具有关于图1C中的纵轴L-L和图2A中的纵轴G-G布置成横穿的电极。

图3C示出类似于电极组件304构造，但具有三个交错且分开的电极极板312的电极组件310。像图3B中的电极组件304一样，电极极板312的特征在于其是横穿地布置的电极。

图30示出类似于电极组件310构造，但具有较大电极表面面积的电极极板312的电极组件314。像图3B中的电极组件304一样，电极极板316的特征在于其是横穿地布置的电极。

图4A-4C示出可与图1A中的系统100一起使用的替代电极极板构造。图4A示出类似于电极组件200构造，但仅具有单个远侧电极极板402的电极组件400。

图4B示出类似于电极组件400构造，但具有单个远侧电极极板408(其具有比接地表面面积410大的有效电极408的表面面积)的电极组件404。

图4C示出类似于电极组件404构造，但具有单个远侧电极极板414(其具有大量多孔的构造从而实现了更大的柔性)的电极组件412。

图5A-5F示出可与图1A中的系统100一起使用的替代电极构造。在一些实施方式中，示出的电极构造可与图4A-4C中的构造一起使用。图5A示出类似于电极组件400构造，但布置成仅包括单个近侧电极极板502的电极组件500。电极组件500还包括用于附装至球囊的细长远侧部分504。

图5B示出类似于电极组件500构造，但在电极极板508上具有比较大的电极表面面积的电极组件506。

图5C示出类似于电极组件500构造，但在电极极板512上具有比较大的电极表面面积并具有较大数量电极的电极组件510。

图5D示出类似于电极组件510构造，但在电极极板512上具有非一致的电极构造的电极组件514。

图5E示出类似于电极组件500构造，但在电极极板516上具有比较小的电极表面面积并具有较少数量的电极518的电极组件514。电极极板516还包括两个安装在与电极同一侧上的热感测装置520。

图5F示出类似于电极组件514构造，但具有横穿地布置的电极524和单个热感测装置526的电极组件522。

图2至5F中的电极组件可以以双极或单极构造使用。图5G至5I示出单极电极构造的附加实例。在图5G中，在温度传感器532的任一侧上有两个平行的单极电极530的阵列。在图5G中，单极电极530的各阵列具有其本身的离散迹线，其中温度传感器532也具有其本身的离散迹线。然而，在其它实施方式中，在特定柔性电路组件上的所有单级电极530可共用单个有效迹线，并且温度传感器两个迹线中的一个也可共用，尽管在其它实施方式中，温度传感器的功率迹线和接地迹线可与单极迹线分开。

图5H示出单极电极极板的另一种布局，其中所有单极电极536连接至单个迹线。图5I示出单极电极和温度传感器的另一个替代布局。单极电极极板可以以纵向和周向偏移的布局(诸如图1C所示)绕可膨胀装置布置，并可具有类似于图3A至5F中示出的那些几何形状和布局。

c.用于增强结合性的纹理化表面

本文示出并描述的柔性电路可附装或另外以各种方式与可膨胀装置关联，诸如顺应性、半顺应性、或非顺应性球囊。在一些实施方式中，柔性电路可粘至球囊。在这种实施方式，或其他实施方式中，可选择地，具有纹理化表面作为球囊和/或柔性电路的一部分以增强电路至球囊的结合性是可取的。在一些实施方式中，优选用激光使表面纹理化，尽管其他实施方式可利用以其他方式纹理化的表面，诸如通过机械方法(例如，微喷砂或无心磨削)或其他方法。

激光提供了将聚焦能量准确地输送至材料的特定区域以实现表面形态变化的能力。表面形态变化可在保持宏观几何学表面面积基本相同的同时，显著地提高次微米级表面面积。在小几何面积下增强结合性是有益的情况下，这是有利的。

激光与材料的相互作用可造成表面区域的永久性改变。在一些情况下，短波长激光，诸如准分子激光，由于其与聚合物表面最优化的相互作用，却不会损坏他们的放电纹理(因为它允许用很大程度的控制对形成的特征的形状和大小以及产生的尺寸的较大范围进行局部修改)，因此短波长激光是特别适合的。

通过控制诸如束流强度、空间和时间分布、积分通量、波长和加工环境(背景气体或流体)的加工参数，可准确地产生各种纹理。表面特征的主要尺寸(例如，熔化或消融区域的宽度)通常由束流的形状和尺寸限定。通过调节激光的积分通量低于或高于衬底的熔点，表面纹理可通过光热反应或光化学反应来引起。

聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)是用于一些球囊导管的常用材料。它为血管成形术的应用提供了良好的强度和疲劳特性。图51示出非纹理化PET球囊的一个示例。然而，PET固有低的表面自由能，这造成较差的润湿性及较差的粘附特性。粘附性可通过用准分子或其他激光修改PET表面以光热地诱导次微米级表面改性而得到改善。通过调整激光的积分通量高于熔化阈值，但低于消融蒸发阈值，熔融PET的瞬态池形成，由于至周围大块材料的瞬间热消散，其迅速地再凝固。这造成PET表面上“钩和毛圈”类型的纹理，PET表面具有次微米结节。在一些实施方式中，纹理化过程构建成提供增加的表面纹理面积，同时避免移除材料的实际截面面积至降低其机械性能的程度。图52示出次微米结节随机分布的这种纹理化球囊外表面的高倍放大光学图像。图53是纹理化球囊的外表面的扫描电子显微镜(SEM)图像。由于表面改性，PET表面从透亮的变成半透明的。图54示出半透明的纹理化球囊。

聚酰亚胺(polyimide，PI)通常用作柔性电路的介电衬底。图55示出具有PI背板的柔性电路的一个实例。其因耐化学性、热稳定性和优良的机械性能而是已知的。然而，PI的惰性以及低的表面能量也导致较差的可湿性和较差的粘附性能。图56是非纹理化PI表面的高倍放大图像。对用于表面处理的衬底上的目标区域的表面处理和位置进行很好的空间控制，可使用计算机控制的准分子激光或其他激光在柔性电路上形成表面纹理。PI上可产生增多的微表面以提高可湿性和粘合剂的粘合强度。图57是纹理化柔性电路表面的高倍放大图像(在这个实施方式中，PI是)。

借助于激光使PET和PI衬底中的一个或两个纹理化，可显著地提高两种材料的粘合。当用于结合导管的球囊表面的柔性电路中时，这些材料之间提高的粘合性可允许装置使用过程中更大的鲁棒性。

治疗方法及控制系统

a.装置定位

图6示出图1A中用于执行根据本发明一个非限制性实施方式治疗的方法600的系统100。这里，控制单元110可操作地连接至导管装置，其置于身体通道中使得可膨胀装置(具有多个电极组件)置于身体通道中需要治疗的区段S1附近。把导管装置置于区段SI可根据常规方法执行，例如，在荧光检查引导下放在导丝上。

一旦置于S1中，可膨胀装置可膨胀，例如，在球囊的情况下通过使流体从2atm增压至10atm。这导致可膨胀装置的电极与身体通道形成接触。

在一些实施方式中，控制单元110可测量电阻组件处的阻抗，从而确认电极与身体通道的并置。在这些实施方式中的至少一些中，即使并未对所有电极都感测到并置，也可进行治疗。例如，在一些实施方式中，如果对于50％或更多的电极感测到并置，则可进行治疗，并且可允许少于沿周向和/或沿轴向完全一致的并置。例如，在一些情况下，导管可定位成使得近侧电极中的一个或多个在主动脉中并且暴露于血液，并且这种电极感测到的阻抗可不落入预先指定的范围(诸如，例如，500到1600欧姆)内，表明即使低于一致的电极/组织并置，对于那些治疗组织没有并置。随后，控制单元110可激活电极以产生相应数量的损伤L，如黑色方块所示。在电极激活过程中，控制单元使用电极极板的热感测装置来监测电极和组织两者的热量，由于热感测装置的独特布局，该热感测装置不接触组织或电极。以这种方式，更多或更少的功率可在治疗过程中根据需要供给至各个电极极板。

在一些实施方式中，控制单元110可施加一致的标准以确认与装置的所有电极并置。例如，控制单元可对所有电极使用相同的电阻测量预先指定的范围。然而，在其它情况下，包括一些但不是所有的单极应用，不同的标准可施加至不同的单极电极以确认并置。例如，在一些单极实施方式中，各单极电极可限定穿过组织至共用/无关电极(或多个电极)的离散电路，并且那些电路的特性(例如，电阻)可基于单极电极和共用电极之间的距离、其间的组织特性，以及装置和周围组织的其它几何形状和特性而显著地变化。因此，在至少一些实施方式中，施加标准以确认并置是可取的，其根据，例如，单极电极与共用电极之间的距离而变化(例如，两个电极之间的距离越大，则确认良好并置所需的阻抗测量值越高)。然而，在其它实施方式中，由于距离和其它几何形状的这些差异，变化将最小或并非相当大，并且可应用一致的标准。

图24A-F示出治疗过程中由控制单元显示的一系列抓屏的一个非限制性示例。在图24A中，系统提示使用者连接导管。在图24B中，系统确认导管已经连接，以及其他与连接的导管有关的信息(例如，尺寸/直径)。在图24C和D中，如上所述的系统可检查电极并置，表明哪些或多少电极并置，并请求准许继续。在图24E和F中，系统可显示治疗过程中和治疗之后治疗的某些参数(例如，功率、温度、时间和有效/激活电极的数量)。与治疗有关的信息(诸如，前述参数和/或其它信息)可由系统获取并储存至存储器。

返回图6，在区段S1中完成规定的治疗之后，可展开装置然后可收缩并移至未治疗区段S2以重复在区段S1中施加的治疗，并对区段S3做类似的治疗，并且根据需要对任何区段进行上述治疗。示出的区段是直接相邻的，但也可分开一些距离。

在一些情况下，图6中所示的方法不是优选的治疗方法。例如，在其它实施方式中，仅在通道中的单个位置处进行治疗，于是不必将可膨胀装置移至通道中的多个位置。

再次参照涉及降低过多的神经活动的肾高血压的实例，系统可用来产生非穿刺、非消融方式以引导能量来影响神经活动。于是，所示的身体通道可以是区段S1-S3中由神经组织N包围的肾动脉。可驱动可膨胀装置上的电极沿神经N被影响的已知方向输送能量，能量穿透的深度为能量剂量、电极类型(例如，单极相对于双极)和电极几何形状的函数。名为《System for Inducing DesirableTemperature Effects on Body Tissue》的美国公告第2008/0188912号，其全部内容通过引用合并在本文中，描述了电极几何形状和组织治疗区域体积的一些考虑因素，在一些情况下可考虑这些因素，但不一定是必须考虑的。在一些情况下，实验分析可用来确定神经组织N的阻抗特性，使得导管装置可用来首先特征化，然后以本文公开和描述的靶方式治疗组织。能量的输送和调节也可进一步涉及累积的损伤建模。

b.能量输送

取决于所需的特定重建效果，控制单元可以以大约0.25至5瓦的平均功率激励电极1至180秒，或以大约0.25至900焦耳。较高能量的治疗可以以较低功率和较长的持续时间来完成，诸如0.5瓦持续90秒，或0.25瓦持续180秒。在单极实施方式中，取决于电极配置和电极与公共接地之间的距离，控制单元可以以高达30瓦激励电极持续高达5分钟。由于能量在更集中的区域上行进具有较少的传导损失，较短的距离可提供较低能量并持续较短时间段。在用于肾去神经的优选实施方式中，能量以大约5瓦的治疗设定持续输送大约30秒，使得治疗区域在治疗过程中被加热至大约68℃。如上所述，功率需求可极大地取决于电极类型和配置。大体上，电极间距较宽，则需要更多的功率，在该情况下，平均功率可高于5瓦，并且总能量可超过45焦耳。同样，使用较短或较小的电极对需要按比例缩小平均功率，这样总能量可能小于4焦耳。在一些情况下，可校准功率和持续时间至不足以造成严重的损伤，特别地，不足以消融血管内的病变组织。已很好地描述了消融血管内动脉粥样硬化物质的机理，包括Slager等人在J.of Amer Cardiol(1985年6月)1382-6页，名为《Vaporizationof Atherosclerotic Plaque by Spark Erosion》的论文，以及Stephen M.Fry在Strategic Business Development，Inc.(1990)的《Thermal and DisruptiveAngioplasty:a Physician's Guide》中，其全部内容通过引用并入到本文中。

在一些实施方式中，施加于患者一个或两个肾动脉的能量治疗可以以高于身体其他通道中可能的水平施加，而没有有害影响。例如，如果经受的加热高于一定热反应极限，则身体外周和冠状动脉可易受有害的长期封堵反应的影响。然而，已经发现了，肾动脉可经受高于这种热反应极限的加热，而没有有害影响。

在一些实施方式中，能量治疗可施加于患者一个或两个肾动脉以影响肾脏中的交感神经活动，从而缓解充血性心力衰竭的心脏收缩和心脏舒张两种形式。向接近肾动脉的组织施加治疗热能可有效减少交感神经活动，以致减轻充血性心力衰竭的生物过程及所造成的影响。更优选地，在快速程序(例如，每个肾脏10分钟或更短的治疗时间)中使用热能控制剂量的温和施加以便向临床人员提供简化程序，同时提供使患者感觉到的疼痛最小化而程序效力最大化的程序。本发明中安装有电极的球囊和能量输送方法可特别良好地适用于能量的施加以减少与慢性高血压及与充血性心力衰竭心脏收缩和心脏舒张结合或分开相关的交感神经活动。

在一些实施方式中，本文所述的电极极板可被激励以评估，然后有选择地治疗靶组织从而通过重建治疗组织来实现期望的治疗结果。例如，借助于阻抗测量，组织特征可用来识别组织治疗区域。利用在身体通道内周向隔开的电极的阻抗测量可用来分析组织。例如，当电流路径通过病变组织，以及通过例如腔壁的健康组织时，相邻电极对之间的阻抗测量值可能不同。因此，病变组织任一侧上的电极之间的阻抗测量值可指示损伤或其它类型的靶组织，而其它的相邻电极对之间的测量值可指示健康组织。其它特征(诸如血管内超声波、光学相干断层成像等)可以与阻抗测量值一起或者作为阻抗测量值的替代，用来识别待治疗的区域。在一些情况下，获得待治疗组织的基线测量值以帮助区分相邻的组织是可取的，因为组织特征和/或特征曲线可因人而异。此外，可使组织特征和/或特征曲线规范化以方便识别不同组织之间的有关斜率、偏移等。阻抗测量值可在一个或多个频率下完成，理想的是在两个不同的频率(低和高)下。低频测量可在大约1到10kHz的范围中完成，优选地在大约4到5kHz的范围中，而高频测量可在大约300kHz到1MHz的范围中完成，优选地在大约750kHz到1MHz之间。较低频率的测量主要代表阻抗的电阻分量，并与组织温度密切相关，而较高频率的测量代表阻抗的电容分量，并与细胞组分中的破坏和变化相关。

由于阻抗的电容和电阻变化引起电流与电压之间的峰值变化，阻抗的电阻与电容分量之间的相角移位也出现了。也可监测相角移位来作为评估射频去神经过程中组织接触和损伤形成的手段。

在一些实施方式中，体腔重建可通过缓和加热连同缓和或标准扩张术来执行。例如，具有设置在其上的电极的血管成形术球囊导管结构可在扩张之前、期间和/或之后向血管壁施加电势，可选择地与扩张压一起，该扩张压处于或显著低于标准未加热的血管成形术的扩张压。例如，10到16个大气压的球囊膨胀压力可适于特定损伤的标准血管形成术扩张，与本文所述的适当电势(通过球囊上的柔性电路电极，直接沉积在球囊结构上的电极等)组合的改变的扩张治疗可使用10到16个大气压，或者可被6个大气压或更小(可能低至1到2个大气压)的压力影响。这种适度的扩张压可与组织特征化、调谐能量、偏心治疗及为治疗体腔、循环系统和外周脉管系统疾病所描述的其它治疗方面中的一个或多个方面相组合(或者不组合)。

在许多实施方式中，在体腔扩张之前、期间和/或之后添加缓和加热的能量可提高扩张有效性，同时减少并发症。在一些实施方式中，这种球囊受控的加热可呈现出反冲减小，提供了支架状展开的至少一些益处，而没有植入物的缺点。加热的益处可通过将外膜层的加热限制在有害响应的阈值之下来提高(和/或抑制并发症)。在许多情况下，这种内膜和/或中膜的加热可使用加热时间小于大约10秒来提供，通常小于3(甚至2)秒。在其它情况下，非常低的功率可用于较长的持续时间。通过将电路的驱动势与靶组织的相角相匹配而将能量有效地耦合至靶组织可提高令人满意的加热效率，有效地使电功率曲线下方的面积最大化。相角匹配不必是绝对的，虽然与特征化靶组织完全相位匹配可具有益处，替代系统可预设合适的电势来大致匹配典型的靶组织；尽管实际相角可能不是精确匹配的，在靶组织内的加热局部化可显著地好于使用标准功率形式的加热。

在一些实施方式中，单极(单电极的)射频能量应用可在球囊上任何电极与定位在外皮或装置本身上的返回电极之间输送，如上所述。在需要深部损伤的区域单极射频可能是令人满意的。例如，在单极应用中，可驱动具有正阳极的各电极对，而不是具有一个阳极和一个阴极的电极对。在一些实施方式中，在各种深度/尺寸的损伤可通过改变成对电极的极性来有选择地实现的情况下，可使用单极和双极组合的射频能量应用。

c.目标温度

可控制射频能量的应用以便限制靶和/或旁边组织的温度，例如限制靶组织的加热使得靶组织或侧支组织都不遭受不可逆的热损伤。在一些实施方式中，表面温度范围从大约50℃到大约90℃。对于温和加热而言，表面温度范围可从大约50℃到大约70℃，而对于更积极的加热而言，表面温度范围可从大约70℃到大约90℃。限制加热以便抑制侧支组织的加热小于在大约50℃到大约70℃范围内的表面温度，从而使得大块组织温度保持几乎全部低于50℃到55℃，这可抑制可能另外导致狭窄、热损伤等的免疫反应。在治疗过程中、治疗之后不久和/或治疗后超过一小时、超过一天、超过一星期，或者甚至超过一个月，通过组织对治疗的愈合反应，50℃和70℃之间相对温和的表面温度可足以使蛋白质键变性并断开以便提供较大的脉管管腔及改进的血流。

在一些实施方式中，目标温度可在治疗过程中变化，例如，可以是治疗时间的函数。图7示出治疗持续时间30秒和12秒从标称体温倾斜升温至大约68℃的最大目标温度的一个可能的目标温度曲线。在图7示出的实施方式中，在十二秒倾斜升温阶段的目标温度曲线由二次方程限定，其中目标温度(T)是时间(t)的函数。设定方程系数使得从标称体温倾斜升温至68℃遵循类似于抛体在重力影响下达到行进弧线最高点的轨迹路径。换句话说，可设定斜面使得在12秒温度增加至68℃时温度斜面以恒定的减速度(d²T/dt²)，并且以线性减小的斜率(dT/dt)。接近68℃斜率逐渐减小的这种曲线可有助于使治疗其余部分超过和/或未达到设定的靶目标最小化。在一些实施方式中，图7的目标温度曲线将同样适用于双极或单极治疗，尽管在至少一些单极实施方式中治疗时间可能增加。

图8、9和10示出了用在本发明各种实施方式中的附加目标温度曲线。图8示出上升时间和设定目标温度变化的曲线(例如，一条曲线具有近似3秒的上升时间和55℃的设定温度，一条曲线具有5秒的上升时间和60℃的设置温度，一条曲线具有8秒的上升时间和65℃的设定温度，一条曲线具有12秒的上升时间和70℃的设定温度，以及一条曲线具有17秒的上升时间和75℃的设定温度)。

图9和10示出了使用不同的上升曲线的温度曲线，其中一些相对积极地接近设定的目标温度(例如，“快速上升”曲线)，其他的较不积极地接近设定的目标温度(例如，“缓慢上升”曲线)。已通过实验证实，图10中所示的“中等增加的上升”温度曲线向至少一些治疗方案提供了最佳结果，尽管本发明的所有实施方式并非都限于这种温度曲线，并且不同的治疗和不同的环境可有利地使用其它曲线。中等增加的上升是优选的实施方式，其中有效地加热靶组织至目标温度，同时避免了更积极的加热曲线可能引起的有害的微观热损伤，同时还提供了最佳的总体治疗时间。对于所示的各目标温度曲线而言，体现为或接近二次方程的温度斜面是优选的，然而，可使用任何有效地加热组织、优化治疗时间并避免对靶组织的热损伤的函数或其它曲线。然而，在其他实施方式中，不必使用达到所有这些目标的温度曲线。例如而非限制，在至少一些实施方式中，治疗时间的优化可以不是必需的。

进行了台上实验和动物实验以优化和验证Vessix系统去神经实施方式中使用的目标温度曲线的优选实施方式。以下总结了支持选择中等增加的上升温度曲线作为优选实施方式(尽管不是唯一)的台上实验和分析。

执行测试以确定哪种上升时间算法会提供最佳水平的有效性和安全性。一些之前的上升时间算法仅仅尽快达到设定温度，相信在至少一些情况下这不一定是最好的动作过程。利用三个无量纲参数来定性地评估有效性。目标是确定在治疗区域会产生最少量的组织烧焦、变性和脱水(基于肉眼观察)，同时还提供良好有效性的算法。

使水浴达到37℃以模拟体温，并将肝脏样本置于水浴中以模拟体内环境。通过观察与组织接触的各双极电极对的电极组织接口的阻抗值来验证装置的良好并置。较高的阻抗(＞500欧姆)用作良好并置的基准。

在运行图9和10中的温度曲线之后，在各个治疗部位测量肝脏标本表面损伤的长度和宽度、穿透深度，以及2mm深处的损伤长度和宽度。分析人员不知道以什么次序进行了哪些治疗以便减小报告的偏差。还记录任何观察到的显著组织损伤。

图11和12以表格形式示出了有效性指标，生成这些指标以使穿透深度与其它有效性测量有关。第一个指标是穿透深度除以表面损伤面积的平方根。该指标使表面损伤深度与表面损伤面积以无量纲形式相联系。值100％意味着穿透深度等于表面损伤的平均大小。下一个指标是2mm处的面积除以表面面积。该指标显示出热穿透组织的良好程度。值100％意味着在2mm深处的面积和表面面积相同。最后一个指标是穿透深度乘以2mm处的损伤宽度除以表面面积。该数字提供了有关损伤大体形状的信息，以及能量是否趋于从电极径向传播或刺穿组织。值100％意味着损伤的截面面积等于损伤的表面尺寸。

在仔细回顾所有实验数据之后，判定中等增加的上升曲线是最佳温度上升算法从而用于某些实施方式中，尽管再次，其它目标温度曲线也可合适地与本发明公开的实施方式一起使用。

d.控制算法

图13和14示出了基于目标温度曲线(诸如以上所述及图7-10所示的那些)或其它曲线控制电外科装置(诸如以上所述及图1-6所示的那些)或其它装置的能量应用的方法的一个实施方式。控制方法可使用图1控制单元110的处理功能和/或上面进一步详细描述的控制软件来执行，或以其它方式执行。在至少一些情况下，控制方法在使用相对简单且稳健的能量发生器以单个输出设定(例如，电压)来同时激励多个电极或其它输送部位的同时，提供了装置各种治疗部位处温度或其它治疗参数的精细调节，这可使系统成本、尺寸和复杂性最小化。控制方法可使与目标温度或其它治疗参数的偏差最小化，因此在治疗的任何时间段使得对能量发生器的需求(例如，电压需求)变化最小化。

在一些实施方式中，基于目标温度曲线(诸如上面所述的那些)来调节射频或其它能量的施加以提供温和受控的加热，这避免了高瞬时功率的应用，以及在微观水平下相关的组织烧焦或其它损伤，这会造成不受欢迎的热阻隔或另外造成装置/组织接口处热传递热传导的净减小。换句话说，通过避免温度的高波动和所产生的较大瞬时能量施加以重建目标温度附近的温度，在导热系数处的组织完整性，导致向靶组织有效传递的能量温和治疗输送超出电极/组织界面减少了。

本领域技术人员认识到，尽管为了说明上面已描述的特定电外科装置，提出了图13和14中的特定控制方法，但这些控制方法和类似方法可有利地应用于其它电外科装置。

大体上，图13和14的控制方法实施方式试图将各种治疗部位保持在预定的目标温度，诸如图7-10目标温度曲线中的一条。在这个实施方式中，主要通过调节射频发生器的输出电压并确定在给定时间段哪个电极被激励(例如，通过在那个周期将特定电极切换成开启/关闭)来这样做。

发生器的输出设定和电极的切换可通过反馈回路来确定，该反馈回路考虑了测量的温度以及之前期望的输出设定。在特定治疗周期(例如，治疗的25毫秒的时间段)，各电极可识别为三种状态中的一个：关闭、被激励或测量。在一些实施方式中，由于默认的电极状态为关闭，如果满足某些条件，电极会处于仅激励和/或测量的状态(被激励的电极也可进行测量)。可向已被识别为被激励或测量电极的电极施加电压，或者检测周期一部分或整个周期的温度信号。

图13和14的控制回路实施方式设计成保持尽可能多的候选电极尽可能靠近目标温度，同时使温度变化最小，因此使从治疗周期到治疗周期所需的电压变化最小。图15示出了电极在四个治疗周期中的示例性时间/温度图，示出了控制算法的一个实施方式是如何维持目标温度的。现在详细描述图13和14的控制回路实施方式。

如步骤1300所示，各个电极最初设置成关闭。在步骤1302，指定电极中的一个为那个治疗周期的主电极。如下文进一步详细论述的，在治疗期间，指定的主电极根据治疗周期(例如，周期通过了所有可用的电极)而变化。确定哪个电极将被指定为主电极可通过访问查找表或使用任何其它合适的功能来完成，以识别主电极并根据治疗周期改变主电极的选择。

在步骤1302，在那个治疗周期还可指定附加电极作为激励和/或测量的候选电极。由于在那个治疗周期指定的附加电极相对于指定的主电极处于某种关系或缺少某种关系，指定的附加电极可以是候选电极。

例如，在一些双极电极实施方式中，电外科装置上电极中的一些可以以这种方式设置，即，在治疗周期中如果主电极和那些附加电极同时激励，那么主电极与那些其它的电极之间存在电流泄漏的可能性，这可通过相关联的热感测装置对温度测量值造成不受欢迎的干扰，各电极输送的能量不准确，或其它不受欢迎的结果。例如，在图1C示出的实施方式中，如果指定电极组件150c为主电极，电极组件150d和170d(具有紧邻或接近电极组件150c的正极的负极)不被认为是用于特定治疗周期测量和/或激励的候选电极，因为它们在接近指定的主电极处引起泄漏。此外，在这个实施方式中，电极组件150b(具有紧邻或接近电极组件150c的负极的正极)不被认为是候选电极，因为其也在接近指定的主电极处引起泄漏。此外，在该特定实施方式中，电极组件170b也不被认为是候选电极，因为其在引起泄漏的近侧电极组件150b相同的柔性结构上。最后，在该特定实施方式中，电极组件150a和170a被认为是候选电极，因为它们邻近非候选电极。

作为另一个非限制性示例，在一些单极电极实施方式中，候选电极是具有与主电极相关联的电路的一个或多个测量或估计性质相类似的测量或估计的电路性质的单极电极。换句话说，在一些单极系统中，仅同时激励单极电极是可取的，单极电极界定了与由主单极电极限定的电路大致类似的电路(例如，由单极电极、共用电极和穿过患者组织的路径限定的电路)。在一些情况下，这可有助于激励过程中电流的一致性。在其它实施方式中，基于当前的主电极，预先限定的表格或其它列表或组合会确定哪个电极是候选电极。

在至少一些实施方式中，与非候选电极相关联的开关会断开以使非候选电极与系统电路的其余部分隔离。在至少一些实施方式中，该切换还可或替代地用来另外使可用于激励的可用电极对的数量最大，假设电极对之间的公共接地不受切断的影响。

在其它实施方式中，电外科装置可配置成避免泄漏的可能性或另外将这种泄漏考虑在内，于是，装置的所有电极都可作为治疗周期中用于激励和/或测量的候选电极。

在一些实施方式中，电极作为主电极、候选或非候选电极的分配可由阵列中的序列矩阵或查找表来确定，其识别各电极的状态，以及主电极指定顺序。在一个非限制性实施方式中，使主电极指定周向循环通过近侧电极，然后周向通过远侧电极(例如，在图1C中，顺序可以是170a,b,c,d,150a,b,c,d)。然而，可使用任何模式或其它方法，包括顺序中与下一个之间的最优化距离、序列中下一个的接近度，或分布的均匀性。

在一些实施方式中，附加条件可导致特定电极对于特定治疗周期和/或治疗的其余部分设置成关闭。例如，如下所述，在治疗过程中，可允许差不多4℃温度的过冲(例如，即使这种过冲导致电极未受到激励，其也不必设置成关闭，并且仍可用于测量)；然而，在至少一些实施方式中，针对特定电极如果八个连续治疗周期测量温度过冲，那么对于治疗的其余部分将该电极设置成关闭，治疗继续进行，并且不改变以下所述的控制回路过程。

在步骤1304，确定主电极和其它候选电极中的每一个的目标电压。在这个特定实施方式中，特定电极的目标电压可基于与该电极治疗部位相关联的温度误差以及该电极上次计算的目标电压(尽管不一定施加)来确定。温度误差可通过测量治疗部位的当前温度(例如，使用与接近治疗部位的电极相关联的热感测装置)并确定治疗中瞬时测量温度与目标温度之间的差异来计算。

本领域技术人员会认识到，虽然这个特定实施方式描述为使用电压作为控制变量，但功率可作为电压的替代用作控制变量，例如基于功率与电压之间的已知关系(即，功率等于电压乘以电流或阻抗)。

图14示出了用于确定电极目标电压的子例程的一个实施方式。在1402，通过从实际温度(T)(例如，由与该电极相关联的热敏电阻测量)减去此时的目标温度(Tg)来计算与目标温度的温度误差(Te)。在1404，确定在1402计算的温度误差是否大于4℃(即，如果目标温度为68℃，则确定由热敏电阻测量的温度是否高于72℃)。如果温度误差大于4℃，在1406子例程针对该治疗周期分配该电极的目标电压为零。如果温度误差不大于4℃，则子例程前进至1408，并判断温度误差是否大于2℃。如果温度误差大于2℃，则在1410，子例程向该电极分配该电极上次分配的目标电压的75％(或另一个百分比)作为目标电压。如果温度误差不大于2℃，则在1412，子例程可基于方程来为该电极分配目标电压：

$V=K_L{V}_L+K_P{T}_e+K_I{\∫}_{t-n\sec }^t{T}_{eAVE}$

其中：

V是目标电压；

Te是与目标温度的温度误差；

V_L是上次分配的电极电压；

K_L,K_P和K_I是常数；和

n是从0到t秒的时间值。

在一些实施方式中，包括图14的实施方式，使用的方程可以是：

$V=0.75V_L+K_P{T}_e+K_I{\∫}_{t-1\sec }^t{T}_{eAVE}$

其中：

V是目标电压；

Te是与目标温度的温度误差；

V_L是上次分配的电极电压；

K_P是来自比例控制的常数；和

K_I是来自积分控制的常数。

在一些实施方式中，仅使用上次分配的电极电压来确定目标电压是有利地，而不是使用电压的平均值或者较早治疗周期的电压，因为在一些情况下，在聚焦于精密控制目标温度的实施方式中，使用较早的电压可能是计算误差的根源。

返回到图13，一旦确定了主电极和其它候选电极的目标电压，在步骤1306，确定主电极的目标电压是否大于零。如果不是，在1308，在那个治疗周期把射频发生器的输出电压设定成为在1304确定的其他侯选电极的最低目标电压。如果在1304确定的主电极的目标电压大于零，在1310，在那个治疗周期把射频发生器的输出电压设定成为主电极的目标电压。

在步骤1312，目标电压大于零的主电极和其它候选电极被识别为待激励的电极。在替代实施方式中，如果那些电极确定的目标电压比设定电压大6V，则仅激励除了主电极之外的候选电极。

在其他实施方式中，如果这些电极确定的目标电压比设定电压大1V、5V或10V，则仅激励除了主电极之外的候选电极。

在步骤1314，确定待激励的电极目前温度是否高于68℃。切断那些温度高于68℃的电极或以其它方式防止这些电极在这个治疗周期中被激励，在步骤1316，以设定电压激励那些另外满足以上标准的电极。随后，另一个治疗周期开始，并重复图13的控制回路直到治疗完成。在一些实施方式中，各治疗周期与上一个和下一个治疗周期不重叠(例如，图13的步骤在下一个周期的步骤开始之前完全执行)，尽管在其它实施方式中，周期可至少在一定程度上重叠。

图16-23是使用肾去神经的Vessix系统治疗一段时间后的温度目标和实际)和目标电压的图表，该治疗使用图13的控制回路来把装置的八个电极的实际温度调节成目标温度曲线。应当理解，这些图中标出的目标电压与电极施加的实际电压不同，因为如上所述，只有其中一个电极的目标电压用于设定在各个治疗周期中施加的实际电压。如图16-23所示，图13的控制回路起作用来把装置各个电极的实际温度精确地保持在目标温度。还如图16-23所示，在一些情况下，测量的阻抗可在治疗过程中(特别是在治疗开始时)下降，反映出响应于高频射频能量，组织中离子的迁移率提高了。

已经通过实验确定了，上文所述的温度控制方法的优选实施方式在用作肾去神经的Vessix系统的一部分时，有效降低了去甲肾上腺素(NEPI)浓度。在一个实验中，对于健康的约克夏猪，在治疗后第7和28天，评估肾去神经的Vessix系统的效力和安全性，包括在治疗后第7天肾脏NEPI浓度水平的评估。图25为总结了该特定实验的研究设计的表格。组1和2的有效性测量为在第7天各个动物治疗的动脉相对于未治疗的对侧控制肾脏中NEPI水平的百分比减小。图26示出了两组(为平均值±标准偏差(SD))的NEPI百分比减小。在研究过程中，任何动物的体重、身体状况分数或临床病理学参数没有显著变化。总体上，在所有组中，所有时间点的平均基线脉管直径相类似。计算腔增益或损失(验尸之前平均基线直径的平均值)，相比于未治疗的动物脉管，治疗的管腔显示出类似的管腔增益。图27-30中示出了治疗前，射频治疗后第7天和第28天肾动脉有代表性的血管造影图像。经由血管造影分析，没有检测到急性或慢性的穿孔、切口、血栓或栓塞。

e.神经信号刺激和监测

在上述实施方式的至少一些中，或在替代实施方式中，肾去神经治疗方法和系统可提供神经信号刺激以及治疗的肾动脉近侧组织中神经信号反应的监测。在一些情况下，神经活动的这种电描记录图可提供有关去神经治疗有效性的评估和/或调节治疗的反馈。在至少一些实施方式中，这种电描记录图提供了是否存在神经活动和/或神经活动是否相对于测量基准移动(例如，减小)的评估，但不涉及映射或量化接近肾动脉的神经组织的存在。

在一个实施方式中，用来传输去神经治疗的相同电极组件(诸如图1C中所示的在远侧电极极板150a-d和近侧电极极板170a-d上的双极电极对)也可配置成刺激神经信号并监测神经信号反应。例如，在其中一个远侧电极极板150a-d上的其中一个近侧双极电极对可用来刺激神经信号，而其中一个远侧电极极板170a-d上的其中一个远侧双极电极对可用来监测神经信号反应。或者，远侧双极电极可用于刺激，近侧双极电极可用于监测。在这些或其它实施方式中，刺激和感测可通过轴向或周向相邻的电极对来执行。

具有如上述图2A中描述的尺寸、间距、其它几何形状和其它特性的电极222可足以刺激并监测神经信号，尽管在替代实施方式中，还可进一步减小电极的尺寸和/或修改其它特性以提供较高的信号分辨率。还可对本文所述的系统和装置做出其它改型使对神经信号刺激和(特别是)监测的干扰最小。例如，在一些实施方式中，可优化系统电路(诸如，射频发生器的内部电路)的布局和/或与导管/柔性电路相关联的布线的配对、扭曲和其它特性以减小电路的固有电容，从而减小电磁通量。

在替代实施方式中，用来刺激和/或监测神经信号的电极可不同于用来传输能量治疗的电极。刺激/监测电极可具有为刺激/监测而优化的位置、几何形状和其它特性，而能量传输电极可具有为传输能量治疗而优化的位置、几何形状和其它特性。图42示出了包括用于传输能量治疗的电极(类似于图10中示出的电极)和用于刺激并监测神经信号的单独的电极(这里，以可展开装置远端和近端上周向环形电极的形式)的导管的实例。图43示出了包括单独的近侧和远侧可膨胀装置(载有用于刺激并监测神经信号的环形电极)的导管的实例。图42和43的电极可均是双极电极、单极电极、或者可构成在近侧电极环与远侧电极环之间的双极电极。如图24D所示，可在用户界面上示出电极的示意表示，以识别可用于激励的电极区域，并且还可包括通过阻抗测量指示的充分组织并置。由于用户界面以示意形式示出电极构造，故应当认识到，示意图不应当限制可膨胀结构上的电极构造的类型。电极可以是环、双极对、点电极、轴向细长电极等中的任意一个或多个。

在单极实施方式中，在治疗期间，电极用作刺激和感测的正极，而单独的负极用作接地。负极可位于可膨胀结构上，导管本体上的一个或多个点处，或者以接地极板的形式在患者体外。在单极配置中，信号处理和过滤(如下文进一步所述)是令人满意的选择，这是由于能量输送与神经反应检测之间相对大的大小差异。

图1A示出并描述的控制单元110的射频发生器和其它电路可用来生成神经刺激信号并监测反应，尽管在其它实施方式中，单独的装置可与该系统相关联以生成神经刺激和/或监测反应。

在一个实施方式中，神经刺激可以是大约0.1V到大约5V范围内的电压，优选地，大约0.5V，其由第一电极施加持续大约1秒或更短的时间段，优选地，持续大约0.5毫秒，随后是脉宽调制，其可冲击神经组织以传播神经信号。脉冲信号可以是任何形式，方波是优选形式，因为波形快速开/关的性质以没有斜坡或来自峰值电压的状态有效地刺激神经反应。

神经活动可通过测量以下中的一个或多个来评估，包括响应于刺激的神经信号的振幅、响应于刺激的神经信号的速度，和/或神经信号的分级振幅。这里，分级振幅是指神经传导信号相比于治疗前基准的净减小和变化。期望治疗前的信号具有相对较大的振幅和较平滑的斜率过渡，同时期望接受至少一些治疗后的神经信号具有相对较低的振幅，以及斜率较少的平滑、突然过渡或中断过渡，这表示神经传导由于治疗而中断。这些测量结果可通过测量第二电极的电压变化和/或刺激与反应之间测量到的时间来确定，在至少一些实施方式中，可使用高通和/或低通滤波来把神经信号从背景噪音中区分出来。

目前，诸如肾去神经的介入性能量输送疗法是基于解剖学标记来执行的。在肾去神经的实例中，已知大部分神经位于沿肾动脉长度的位置处。治疗后的评估基于诸如NEPI和血压降低的副作用，其通常不是立即表示，并且不表示神经生存力。

在当前技术水平下，没有方法直接地实时评估肾去神经程序期间肾神经的功能行为。针对该问题的解决方案为在肾动脉内肾神经附近使用交流电流或直流电流来输送亚阈值或低刺激信号，以评估它们在肾去神经治疗之前和之后的活性。

高分辨率快速神经生存力测量可经由多个诸如图1B和1C所示定位的电极来实现，然而，应当注意到，实施方式并不限于球囊上的双极柔性电路电极。可使用任何适于安装在基于导管的可展开结构上的电极配置(单极或双极)；环形电极、线性或螺旋电极、点电极等可安装在笼、球囊或任何其他这种类型的用于导管系统的结构上。

测量技术使用来自神经路径上至少一个电极的电刺激来引起动作电位的生成，该动作电位沿激发的神经纤维传播。然后在另一个点上记录该动作电位。该技术可用来确定神经脉冲向下传导的充分性，从而检测神经损伤的迹象。电极之间的距离及电脉冲在电极之间行进所花费的时间用来计算脉冲传输的速度(神经传导速度)。传输速度下降表明了神经损伤。

电刺激肾神经之后，反应的速度、幅度和形状将经由球囊导管上的多个电极来测量。异常发现包括传导放慢、传导阻塞、缺少响应和/或低幅度反应。

参照图44和45，电信号形态表示神经传导的变化，由与缓慢传导组合的分级程度的变化证实。图44示出治疗前或基准状态的代表性神经信号4401。图45示出接收至少一些能量治疗之后的代表性神经信号4501。当对比信号4401与信号4501时，显而易见，神经信号的幅度减小，而脉冲宽度增大。还显而易见，信号4501的斜率和斜率变化比信号4401的斜率和斜率变化更平滑。这说明神经如何响应于本发明的能量治疗；随着能量输送，神经传导性质降低或消除，从而导致神经信号减小、较不连续并且速度较慢。

优选地，使用信号滤波来优化神经信号测量，使得把心脏电信号、刺激信号和系统噪音的影响从神经感测电路中过滤出来，以便优化电路的准确性和灵敏度。信号滤波可通过诸如带通滤波器的手段来实现。例如，可使用大约1Hz到大约500Hz范围内(优选值为100Hz)的低通滤波器和大约1kHz到大约10kHz范围内(优选值为5kHz)的高通滤波器来建立由电路感测和测量的信号频带。然后把测量结果用作施加给能量控制算法(用来调节疗法能量的输送)的反馈。

在单极实施方式中，因为能量从电极的一个或多个正极流至负极或公共接地路径的极，感测来自于组织较宽的场。把该构想应用于图1B和1C的实施方式中，优选的极性是使用外部补片(未示出)作为正极，而电极140a-d用作公共接地电路(用于神经信号测量)的负极。为了感测的目的，在这个看似能量后向应用中，电极140a-d更邻近相关的神经组织，因此通过用作感测的负极可提高感测的准确性。更优选地，在治疗的能量输送模式过程中，外部补片和电极140a-d的极性可调换，使得电极140a-d为正极，而外部补片为接地的负极。

在双极实施方式中，由于电极140a-d的正极和负极紧邻，感测来自于组织的局部场，因此感测到的组织体积比单极配置中更加局部化。因为电极邻近允许输送固有较低量的能量以激励组织，以及固有较高程度的测量分辨率(由于极之间较小的组织体积)，双极布局中电极极为贴近是优选的实施方式。此外，电极配置140a-d提供了近侧/远侧线性间距，这允许感测和测量神经信号沿路径的线性行进，如已在本文中描述的。

神经信号刺激和测量可发生在能量治疗之前、期间和/或之后。在一个实施方式中，在治疗之前评估神经活动以建立神经活动的基准水平，然后在治疗之后再评估以确定是否得到神经活动变化的阈值水平。神经信号幅度的减小百分比、信号斜率的分级程度、神经信号脉冲持续时间的增加，以及神经信号脉冲之间时间的增加中的任何一个或多个可用来测量组织反应，其表示了目标组织中去神经已经发生或者正在发生的过程中。换句话说，神经活动全部中断可以是去神经治疗的延迟反应，尽管神经活动的一些减少可在去神经治疗期间或之后不久发生，其足以表示治疗的有效性。在替代实施方式中，有效去神经的特征在于没有检测到响应于预定刺激的神经信号。

在能量治疗期间，神经信号评估还可或替代地进行。例如，图13中所示的控制算法可改变以允许各个电极激励周期之前或之后，时间与受刺激的神经活动的测量结果(这种测量结果大约为毫秒、微秒、纳秒、皮秒等中的任一个)成比例。这些周期内的测量结果可与治疗前的基准、较早周期的测量结果或其它标准相比较。

在一些实施方式中，不管神经活动评估是否在治疗前和治疗后进行，在各治疗周期之间定期进行，或者在一定数量的治疗周期之后定期进行，来自神经活动评估的数据可用来建立或调整去神经治疗的参数。例如，在图13和图14所示的实施方式中，虽然各周期的设定电压可以是之前施加并测量的电压和平均温度误差的函数，但在治疗温度下的总时间可以是测量到的神经活动的函数，或测量到的神经活动与较早测量到的或预置基准的偏差的函数。在这种算法中可对测量到的神经信号幅度、神经信号速度和/或分级幅度中的一个或多个做出解释。因此，如果在去神经治疗早期测量到神经活动显著减少，可缩短总治疗时间。相反，如果神经信号评估并未测量到神经活动减少，可延长总治疗时间。当然，来自神经信号评估的反馈可用来改变去神经治疗的附加或替代参数。

神经信号的测量可直接集成到本文所述的能量输送和控制方法中。当根据控制算法选择并激励候选电极时，神经信号测量的附加功能可集成到控制算法中，使得神经反应的附加控制因子提高了能量输送的精度，并且在避免输送过多能量的同时实现了治疗反应以便最大可能程度地保存治疗前问题细胞的状态。如图13A所示，附加控制回路步骤1313可用来评价是否已达到神经信号减小的阈值。如果未达到神经信号减小的阈值，则控制回路接着前进到回路步骤1314，以确定候选电极是否达到温度阈值。如果在回路步骤1313确定已达到神经信号减小的阈值，则可取消作为待激励的候选电极的选定。

小/分支脉管及其它通路的治疗

本文所述的系统和装置可有利地用于其它基于能量的治疗系统和装置不适合的情形中。例如，本文所述的系统和装置的实施方式可用于对于使用其它基于导管的能量治疗系统的治疗而言太小的脉管和其它通路中。在一些情况下，本文所述的系统和装置可用于直径小于4mm和/或长度小于20mm的肾动脉或其它脉管中。其它因素(诸如脉管曲折度和治疗部位与不应接受治疗的区域的接近度)可以是相反的表示或另外不适于使用较早期装置的治疗，但不是目前描述的系统和装置的至少一些实施例。

图1D和E示出了各具有三个电极组件、4mm和5mm的球囊。然而，之前段落中描述的这些电极组件的特定几何形状和其它特性便于它们用在较小直径的球囊上，诸如，1、2或3mm的球囊上或介于其中间的尺寸。在一些情况下(诸如，在一些1mm的实施方式中)，球囊可不包括导丝腔。图46示出了具有主体4601的球囊的一个实施方式，其由DuPont^TM市售的柔性聚酰亚胺膜制成，其中肩部4602由标准球囊材料制成。在一些情况下，图46球囊的主体可用来消除用在球囊上的柔性电路组件的单独层的需要，以便消除图2B所示的基层202，从而减小了柔性电路组件的轮廓。

上述系统和装置的其它特征还可便于它们用在较小的脉管中。例如，输送能量治疗至小直径脉管可要求特别精密的控制输送的能量和/或由治疗引起的温度升高。就此而言，上述特定电极的能量输送几何形状、控制算法和其它特征可使本系统和装置特别适合于这种情形。

图47示意示出了从主动脉4702分叉至肾脏4703的典型主肾动脉4701。示出了本发明的实施方式，其中导管的球囊和电极组件4704膨胀并定位成用于组织的治疗。施加能量剂量，随后球囊缩小，除去或重新定位。

图48示意示出了从主动脉4803分叉延伸至肾脏4804的主肾动脉4801和副肾动脉4802。副动脉直径的尺寸范围可从大约1mm到大约5mm。图48的肾动脉应当理解为可因人而异的体内简单示意表示。例如，动脉的直径、长度、曲折度、位置和数量可变化。此外，这些变化可以是关于各个动脉以及关于各个受验者的。图48示出了定位成在较小副动脉中治疗的第一球囊导管A，以及定位成在较大主肾动脉中治疗的第二球囊导管B。

实际上，如果两个动脉的直径足够接近，导管A和导管B有可能是同一个以允许完全球囊展开并与动脉管腔的组织接触。还有可能的是，取决于各动脉的可治疗长度，导管A和导管B可沿各自动脉的长度重新定位。还有可能的是，主动脉和副动脉可同时治疗(如果医生这样期望)。

如申请人所知，在本发明之前，因为小动脉过热、在较小截面的管腔区域中操作时的空间约束，以及引导曲折通路的难度所引起的技术限制，副肾动脉的治疗是不可能的。由于本发明实施方式使用可膨胀、基于导管的结构，最优选地是球囊上的柔性电路电极，排除了“一个尺寸适合所有”的装置的限制。本发明的球囊和电极组件尺寸渐增，并且布置成便于精确地控制管腔直径渐增范围的热能剂量。换句话说，球囊和电极组件尺寸渐增并布置成在相应大小的管腔中最优操作。选择电极数量以避免组织过热。基于球囊的可膨胀结构在具有柔性的较小、未膨胀直径状态下被引导至一位置。膨胀球囊的大表面接触允许组织接触的一致性，同时避免了单个点探头或其它这种类似设计的弯曲和/或紧密的空间约束。

副肾动脉存在于25％-30％的患者中；然而，这些患者已从之前肾去神经研究中排除了。在REDUCE-HTN的临床研究(通过引用，Vessix Vascular临床研究协议CRO12-020的全部内容合并到本文中)中，四个受验者的子集使用Vessix肾去神经系统(Vessix Vascular,Inc.；Laguna Hills,CA)经历了主肾动脉和至少一个副肾动脉的成功治疗，该Vessix肾去神经系统包括0.014英寸的线上经皮球囊导管，其具有多达八个沿纵向和周向偏移模式安装在球囊表面上的不透辐射的金电极。在示例性实施方式中，导管连接至专有的自动低功率射频双极发生器，其在大约68℃下输送射频能量的温度控制的疗法剂量持续大约30秒。该群的平均基准诊室血压(OBP)为189/93mmHg。除了各主肾动脉平均10.5次的去神经之外，该群以每个副肾动脉8次去神经的平均值进行治疗。

在这个研究中，对于四个受验者而言，没有报告外周程序性并发症，并且在程序后立即血管造影表明了没有肾动脉痉挛或任何其它有害的效应。在程序后两星期OBP平均降低-32/-16mmHg(190/97到167/91；175/92到129/70；192/94到179/91；183/87到138/55)证实了这四个受验者的改善。

图49和50示意示出了肾去神经治疗的非限制性实例，其中使用电极组件的电极子集有选择地输送能量输送。图49示意示出了包括分支4902的肾动脉4901。在这种情况下，球囊和电极组件4903定位在肾动脉中，使得电极4904中的一个邻近将分支连结至肾动脉的口，这样不与管壁并置。在一些实施方式中如上所述，根据本发明的系统和方法可配置成有选择地激励与管壁并置的电极或电极的子集(例如，图49中的电极4905和4906)，而不激励未与管壁并置的电极或电极的子集(例如，电极4904)。本领域的技术人员认识到，除了图49的实例之外，多种其它因素可导致电极组件与管壁之间不完全并置，包括但不限于脉管曲折度、脉管直径的变化、在管壁上有或没有累积等。

图50A和B示意示出了肾去神经治疗的非限制性实例，其中利用在肾动脉5001中两个位置上的电极组件和球囊来执行能量治疗。在图50A中，球囊定位成使得所有电极5002-5005位于肾动脉5001中，并且是用于激励的潜在候选电极。在图50B中，在图50A中所示的位置处执行能量治疗之后，取出球囊和电极组件使得其一部分仍留在肾动脉5001中，而一部分在主动脉5006中。在图50B所示的定位中，本发明系统和方法的某些实施方式将配置成仅选择电极5002和5005(和任何其它定位在肾动脉5001内和/或与肾动脉5001的壁并置的电极)作为用于激励的潜在候选电极，其中主动脉5006中的电极识别为用于激励的非候选电极。如图50A和B所示，本发明的某些实施方式可便于输送能量至口(其将主动脉5006连结于肾动脉5001)处或其近侧的组织，在至少一些患者中，其可以是神经组织集中相对高的区域。

2013年1月25号提交，名为《Methods and apparatuses for remodeling tissueof or adjacent to a body passage》的美国专利申请序号第13/750,879号(代理案号第1001.3095102号)，通过引用合并于此。

尽管经由实例及便于理解已详细描述了示例性实施方式，本领域技术人员认识到，可使用各种改型、改编、和变化。

Claims (15)

1.球囊组件，包括：

具有纹理化外表面的径向可膨胀球囊；

多个附装至所述径向可膨胀球囊的柔性电路；

其中至少一些所述柔性电路包括面向球囊的纹理化表面；以及

一个或多个连接至所述多个柔性电路中至少一些的电极。

2.根据权利要求1所述的球囊组件，其中所述径向可膨胀球囊的所述纹理化外表面包括多个次微米结节。

3.根据权利要求2所述的球囊组件，其中所述多个次微米结节遍及所述纹理化外表面的纹理化区域随机分布。

4.根据权利要求2所述的球囊组件，其中所述径向可膨胀球囊的所述纹理化外表面包含聚对苯二甲酸乙二醇酯。

5.根据权利要求1至4中任一所述的球囊组件，还包括将至少一些所述柔性电路附装至所述径向可膨胀球囊的粘合剂。

6.根据权利要求1至5中任一所述的球囊组件，其中所述面向球囊的纹理化表面包括多个次微米结节。

7.根据权利要求6所述的球囊组件，其中所述柔性电路的面向球囊的纹理化表面包括聚酰亚胺。

8.根据权利要求1至7中任一所述的球囊组件，其中所述多个柔性电路中的至少一些沿所述球囊纵向延伸，并关于所述球囊周向隔开。

9.根据权利要求8所述的球囊组件，其中所述多个柔性电路中的至少一些包括多个纵向和周向隔开的电极。

10.根据权利要求1至9中任一所述的球囊组件，其中至少一些所述柔性电路包括贯穿其延伸的开口，这种开口配置成增加所述柔性电路的柔性。

11.根据权利要求1至10中任一所述的球囊组件，其中至少一些所述柔性电路包括圆角。

12.根据权利要求1至11中任一所述的球囊组件，其中一些所述柔性电路的至少一些部分形成至少几乎键入至少一个相邻的柔性电路的形状。

13.根据权利要求1至12中任一所述的球囊组件，其中至少一些所述柔性电路包括热感测装置，其至少部分地定位在所述柔性电路包括面向表面的所述纹理化球囊的层中。

14.根据权利要求13所述的球囊组件，其中至少一些所述柔性电路包括导电层，所述导电层在包括所述面向球囊的纹理化表面的所述层之上，所述导电层的至少一部分电连接至所述热感测装置。

15.根据权利要求1至14中任一所述的球囊组件，其中所述一个或多个电极包括一对双极电极。