CN105142553A - 直接热消融导管 - Google Patents

Abstract

本文公开了用于通过血管内进入实现肾神经调制的导管装置、系统、和方法。例如，本技术的一个方面致力于一种治疗设备，该治疗设备包括具有中心轴和沿着中心轴轴向间隔开的远端部分和近端部分的治疗组件，该治疗组件包括从近端部分延伸至远端部分的芯元件和沿着芯元件的至少一部分长度设置的加热元件(例如，直接加热元件)。能量源将电流提供至加热元件以使加热元件温度增加。

Description

直接热消融导管

相关申请交叉引用

本申请要求2013年3月15日提交的当前待审的美国临时专利申请No.61/789,113的权益，该临时专利申请的公开内容通过引用整体结合于此。

技术领域

本公开一般涉及组织消融的领域，并且一些实施例涉及用于软组织消融和/或神经调制(例如，肾神经调制)的热量的施加。

背景

交感神经系统(SNS)是通常与应激反应相关的主要非自愿的身体控制系统。SNS神经组织存在于人体的几乎每个器官系统中并且可影响诸如光瞳直径，肠能动力、和尿量之类的特性。这种调节可适应性地用于在维持体内平衡或使身体准备对环境因素作出快速反应。然而，SNS的慢性激活是可推动许多疾病状态的演进的常见的适应不良反应。具体而言，肾SNS的过度激活已通过实验和在人类中被标识为对高血压的复杂病理生理学、容量超负荷(诸如，心脏衰竭)的状态、和进行性肾脏疾病的可能的贡献者。例如，放射性示踪剂稀释已经证实患有原发性高血压的患者的肾去甲肾上腺素(“NE”)溢出率增加。

心肾交感神经极度活跃可在患有心脏衰竭的患者中特别明显。例如，经常在这些患者中发现来自心脏和肾脏的夸张NE溢出。升高的SNS激活通常表征慢性和晚期肾病。在患有慢性和晚期肾病的患者中，高于中值的NE血浆水平已被证明是心血管疾病的预测和死亡的若干原因。这对患有糖尿病或对比剂肾病的患者也是正确的。有证据表明，源自患病的肾脏感觉传入信号是对启动和维持升高的中枢交感神经流出的主要贡献者。

神经支配肾脏的交感神经终止于血管、肾小球旁器、和肾小管。对肾脏交感神经的刺激可导致增加的肾素释放、增加的钠(Na⁺)重新吸收、和肾血流的减少。肾功能的这些神经调节组件在通过提高的交感紧张表征的疾病状态下被大大刺激并且可能促成高血压患者的升高的血压。例如，作为肾交感神经传出刺激的结果的肾血流量和肾小球滤过率的减少很可能是心肾综合征中的肾功能丧失(即，由于慢性心脏衰竭的进行性并发症的肾功能不全)的基础。用于阻碍肾脏传出交感神经刺激的结果的药理学策略包括中枢性交感神经药物、β阻断剂(旨在减少肾素释放)、血管紧张素转换酶抑制剂和受体阻断剂(旨在阻止由肾素释放引起的血管紧张素II和醛固酮激活)和利尿剂(旨在对抗肾交感神经介导的钠和水潴留)。然而，这些药理学的策略有显著限制，包括有限的疗效、依从性问题、副作用及其他。最近，通过向肾动脉中的目标部位施加能量场(例如，经由射频消融)来减少交感神经活动的血管内设备已被证明降低患有难治性高血压的患者的血压。

概述

本技术致力于用于组织消融的装置、系统和方法。具体而言，一些实施例致力于用于通过直接施加热进行神经调制(包括肾神经调制)的装置、系统和方法。例如，可通过一个或多个加热元件(诸如，电阻加热元件)施加热量，该一个或多个加热元件毗邻动脉壁定位并被加热至所需的温度。能量源可被包括以将电流供应至加热元件或多个元件。

各个实施例提供用于经由肾神经调制治疗人类患者的导管装置。导管装置可包括治疗组件，治疗组件具有中心轴和沿着中心轴轴向地间隔开的远端部分和近端部分。该治疗组件可包括：从近端部分延伸到远端部分的芯(core)元件以及沿着芯元件的长度的至少一部分设置的加热元件。在一些实施例中，芯元件包括芯元件，以及加热元件包括设置在芯元件上或由芯元件支撑的电阻元件。在进一步的实施例中，加热元件可以是缠绕在芯体元件周围的电阻丝。芯元件可以是以预定几何形状定形的，并且其可从递送状态移动至扩张状态。扩张状态可提供一几何形状，该几何形状被配置成将加热元件毗邻血管壁定位以用于肾神经调制。

在各个实施例中，电阻元件可设置在芯元件的全部或基本全部长度上，或电阻元件可设置在芯元件的预定长度上或缠绕(例如，在电阻线的情况下)在芯元件的预定长度周围。温度传感器可毗邻加热元件设置(例如，在加热元件附近或在加热元件的表面上)以感测加热元件的温度。例如，在加热元件包括卷绕在芯元件周围的电阻元件的实施例中，温度传感器可毗邻电阻元件设置。

处理模块可被包括并被用于基于从温度传感器接收的信号确定加热元件的温度，并被用于基于所确定的温度控制递送至加热元件的能量的量和持续时间。

芯元件可以按螺旋形几何形状定形并且其可被配置成以具有第一剖面的收缩(collapsed)状态被递送并转换为具有第二剖面(profile)的扩张状态。例如，第一剖面可具有适合于将芯元件递送至肾动脉的第一直径，并且第二剖面可具有适合于使设置在芯元件上的加热元件放置成与肾动脉的壁接触的第二直径。在一些实施例中，在收缩状态下，芯元件处于细长配置，以及在扩张状态下，芯元件处于螺旋形配置。在进一步的实施例中，导管包括第二芯元件，该第二芯元件具有设置在其上的加热元件，并且芯元件可以按螺旋形配置定形。

在一些实施例中，治疗组件可进一步包括用于限定一腔的主体。芯元件可以收缩状态设置在腔内并从沿着主体的预定长度形成的孔展开。在其他实施例中，治疗组件可进一步包括沿着其中心轴的支撑构件，并且其中在收缩状态下，芯元件以螺旋形配置缠绕在支撑构件周围，使得治疗组件的直径小于预期的(intended)患者的肾动脉的内直径。

在又一进一步的实施例中，用于神经调制治疗的装置包括治疗组件，该治疗组件被配置成被递送至血管内的治疗部位。治疗组件可包括加热元件，该加热元件被配置成定位成与血管壁接触以将热量递送至血管壁。治疗组件还可包括芯元件，该芯元件具有长度，并且加热元件包括卷绕在芯元件的至少一部分长度周围的导线(wire)。在一些实施例中，加热元件包括卷绕在芯元件的全部或基本全部长度周围的导线。

在各个实施例中，治疗组件包括可充气球囊，并且加热元件可以是设置在可充气球囊上的电阻加热元件。加热元件可以是缠绕在球囊的外表面周围的电阻元件、印刷在球囊的表面上的导电图案、或设置在球囊的表面上的陶瓷加热元件。作为进一步的示例，加热器还可包括其他分层或层压加热元件，分层或层压加热元件可包括设置在柔性薄膜(诸如聚酰亚胺，有机硅，或Teflon^tm膜)上的金属层或金属迹线。

提供一种用于通过直接施加热进行神经调制的方法。该方法可包括：将治疗组件定位在患者的血管内，治疗组件包括加热元件；使加热元件温度升高从而产生热量；以及经由施加由加热元件产生的热量对由位于血管壁内或接近血管壁的神经进行神经支配的组织进行至少部分地去神经支配。该方法可进一步包括：将治疗组件以第一状态定位在血管内；和将治疗组件扩张至第二状态使得加热元件与血管的壁的内膜表面接触。

治疗组件可被配置成具有在第一状态下的第一直径和在第二状态下的第二直径，并且第一直径可小于患者的血管的内壁的直径，并且第二直径可足够大以使加热元件被放置成与血管的内壁接触。在各个实施例中，加热元件是电阻加热元件，并且使加热元件温度升高包括施加足以使电阻加热元件达到预定温度的电流。该方法可进一步包括：在治疗期间测量电阻加热元件的温度；和调节施加至电阻加热元件的电流以实现期望的温度。可利用电流源或电压源施加电流。例如，可通过在电阻加热元件上施加电压来施加电流。可以按实现加热元件中的期望温度的水平来施加电压或电势。

附图说明

根据一个或多个各种实施例，本发明是参考附图来详细描述的。附图仅被提供用于说明的目的并且仅描绘本发明的典型或示例实施例。提供这些附图以帮助读者对本文所描述的系统和方法的理解，并且不应当被认为对所要求保护的发明的广度，范围，或适用性的限制。

图1示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的系统。

图2示出了通过参考图1描述的系统的实施例来调制肾神经的一个示例。

图3是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的设置在可充气球囊上的加热元件的示例的示意图。

图4是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的加热元件的示例的示意图，该加热元件具有卷绕在芯元件周围的电阻元件。

图5是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的使用定形(shape-set)螺旋作为治疗组件的导管系统的示意图。

图6a是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的在肾动脉中的处于递送状态的治疗组件的示例的示意图。

图6b是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的作为肾动脉中的处于扩张状态的治疗组件的定形螺旋的示例的示意图。

图7a和7b示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的缠绕在芯元件周围的电阻加热导线的示例的示意图。

图8是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的用于缠绕在芯周围的螺旋加热导线的间距、半径和其他度量。

图9a和9b示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的加热组件的侧视图，以及图9c示出了该加热组件的透视图，该加热组件被配置成从导管腔的侧开口展开。

图10示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的图9b的导管和加热组件的截面图。

图11是示出了示例螺旋形结构的尺寸的示意图，该示例螺旋形结构具有半径R、螺距(pitch)/2π、B和在轴向长度LLONG上的大约角度θ的弧形长度LARC。

图12是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的到能量源的功率和热电偶导线的连接的代表示例的示意图。

图13示出了可用于实现本文所公开的系统和方法的实施例的各个特征的计算模块的示例。

图14示出了组成交感神经系统的神经网络，从而允许脑部与身体通信。

图15示出了肾脏，使肾脏由与肾动脉密切相关的肾丛(RP)进行神经支配。

图16a和16b示出了(经由中枢神经系统)从肾脏到脑部和从一个肾脏到另一肾脏的传入通信。

图17a示出了人类动脉血管。

图17b显示了人类静脉血管。

这些图不旨在穷举或将本发明限制为所公开的精确形式。应当理解，可对本发明进行修改和更改，并且本发明仅通过权利要求及其等价方案来限制。

详细描述

本技术一般涉及组织消融。更具体地，一些实施例致力于神经(包括使肾脏受神经支配的神经)的调制。多种技术可用于部分地或完全地使神经通路丧失能力，诸如支配肾脏的那些神经通路。向组织有目的地施加直接的热可诱发肾动脉的局部区域和肾丛(RP)的相邻区域上的一个或多个期望的热加热效应，肾丛(RP)紧密地位于肾动脉的动脉外膜内或接近肾动脉的动脉外膜。例如，热加热的有目的的施加可实现沿着肾丛(RP)的全部或一部分的神经调制。此外直接热可被施加用于其他消融手术，特别是那些需要相对浅创口的手术。例如，这可能对比肾神经更接近组织表面的其他神经的去神经支配、或对局部肾脏去神经支配是有用的。

本文中参考附图描述了本技术的若干实施例的具体细节。此外，本技术的其他实施例可具有与本文所描述的那些不同的配置、部件、或过程。例如，其他实施例可包括本文中所描述的那些以外的附加的元件和特征或没有本文中所示和所描述的若干元件和特征。一般而言，除非上下文另有说明，本公开内的术语“远端”和“近端”涉及相对于操作者或操作者的控制设备的位置。例如，“近端”可指的是更靠近操作者或操作者的控制设备的位置，以及“远端”可指的是离操作者或操作者的控制设备更远的位置。本文所提供的标题仅是为了方便起见。

I.肾神经调制

肾神经调制是神经支配肾脏的神经的局部或完全失能或其他有效破坏。具体而言，肾神经调制包括抑制、减少、和/或阻断沿着支配肾脏的神经纤维(即，传出/或传入神经纤维)的神经通信。这种丧失能力可以是长期的(例如，永久的或为期几个月、几年、或几十年)或短期的(例如，为期几分钟、几小时、几天、或几星期)。肾神经调制预期有效地治疗通过增加的整体交感神经活动表征的若干临床病症，并且具体地与中枢交感神经过度刺激相关联的病症，诸如，高血压、心脏衰竭、急性心肌梗塞、代谢综合征、胰岛素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性和终末期肾脏疾病、在心脏衰竭中的不适当的液体潴留、心肾综合征和猝死。传入神经信号的减少有助于交感神经紧张/冲动的全身性减少，以及肾神经调制预期有用于治疗与全身交感神经过度活跃或极度活跃相关联的若干情况。肾神经调制可潜在地有益于由交感神经进行神经支配的各种器官和身体结构。例如，中枢交感神经冲动的减少可减少折磨患有代谢综合征和II型糖尿病的患者的胰岛素抗性。

II.治疗系统的所选实施例

图1示出了根据本技术的实施例的系统1。系统1包括肾神经调制系统10(“系统10”)。系统10包括可操作地耦合至能量源或控制台26的血管内或腔内治疗设备12。能量源或控制台26可包括，例如，为直接加热的加热元件供电的电流或电压源。在其他实施例中(例如，在使用多种能量形式的混合应用中)，能量源或控制台26可包括RF能量发生器、冷冻治疗控制台、超声波信号发生器或其它能量源。与其他能量形式相比，可通过使用直接加热的热消融获得的一个优点在于，通过直接加热，能量源可被简化。例如，可采用简化的AC或DC电源实现直接加热的实施例，而不是利用相对复杂的RF发生器。例如，配置成将AC功率转换为DC电压的DC电源可被用于对加热元件供电。因为加热元件可被配置用于低功率消耗，在一些实施例中，可使用可直接从传统AC电源壁装插座导出其功率的相对便宜的AC到DC电源。因此，与用于其他形式(例如，需要更复杂的RF信号发生器的RF形式)的发生器相比，用于直接加热实施例的能量发生器可较不复杂且成本较低。事实上，在其他应用中，发生器可包括用于对加热元件供电的一个或多个电池。因此，虽然被示为图1中的单独的控制台，但用于对直接加热的加热元件供电的能量源可被容纳在手柄34中，或以其他方式配置在成本较低的、更小的、便携式或手持式的封装中。

在图1所示的实施例中，治疗设备12(例如，导管)包括具有近端部分18的细长轴16、在近端部分18的近端区域中的手柄34、和相对于近端部分18远端地延伸的远端部分20。治疗设备12进一步包括包括在轴16的远端部分20处的治疗组件或治疗段21。治疗组件21可包括神经调制组件，该神经调制组件可包括致动器，诸如一个或多个电极或能量递送元件。在一个实施例中，直接加热元件被专用于治疗。在其他实施例中，直接加热的加热元件可包括用于其他治疗形式(例如，RF发射器、超声换能器、冷冻治疗冷却组件等)的其他能量递送元件。

一经递送至肾血管内的目标治疗部位，治疗组件21进一步被配置成展开成治疗状态或布置以用于将能量递送至治疗部位处并提供在治疗上有效的电感应和/或热感应肾神经调制。在一些实施例中，治疗组件21可经由远程致动(例如，经由致动器36，诸如，旋钮、按钮、销、或由手柄34携载的杆)被置于或转换成展开状态或布置。然而，在其他实施例中，治疗组件21可利用其他合适的机制或技术在递送和展开状态之间转换。

治疗组件21的近端通过细长轴16的远端部分20携载或被固定至细长轴16的远端部分20。治疗组件21的远端可终止于例如无创伤圆形尖端或盖。替代地，治疗组件21的远端可被配置成接合系统10或治疗设备12的另一元件。替代地，治疗组件21的远端可被配置成接合系统10或治疗设备12的另一元件。例如，治疗组件21的远端可定义用于接合引导线(未示出)以用于利用导丝推送(“OTW”，over-the-wire)或快速交换(“RX”)技术递送治疗设备的通道。

能量源或控制台26被配置成生成用于经由治疗组件21递送至目标治疗部位的所选形式或幅度的能量。控制机制(诸如，脚踏板32或其他操作者控制)可连接(例如，气动连接或电连接)至控制台26以允许操作者启动、终止和/或，可选地，调节能量发生器的各种操作特性，包括，但不限于，功率递送。

系统10还可包括远程控制设备(未示出)，远程控制设备可位于无菌区并且可操作地耦合至治疗组件21。远程控制设备可被配置成允许对治疗组件21的选择性激活。例如，远程控制设备可被配置成允许操作者启动、终止和/或，可选地，调节能量发生器的各种操作特性。在一些实施例中，控制机构(未示出)可内置于手柄组件34中，从而允许操作者通过手柄组件34上的按钮、开关或其他机构的致动进行操作。

能量源26可被配置成在自动化控制算法30的控制下、在临床医生的控制下、或经由它们的组合递送治疗能量。此外，能量源控制台26可包括一个或多个评估或反馈算法31，一个或多个评估或反馈算法可被配置成接受信息并在治疗(例如，神经调制)之前、期间和/或之后向临床医生提供反馈。反馈可以声音、视觉或触觉反馈的形式被提供。反馈可基于来自监测系统(未示出)的输出。监测系统可以是包括与治疗设备12集成的传感器或其他监测设备、与治疗设备12分离的传感器或其他监测设备、或它们的组合。监测系统的监测设备可被配置成测量治疗部位处的情况(例如，被治疗的组织的温度)、全身性情况(例如，患者生命体征)、或与治疗或患者的健康和安全密切相关的其他条件。

能量源26可进一步包括可包括处理电路的设备和监视器，诸如一个或多个微处理器，和显示器33。处理电路可配置成执行与控制算法30相关的存储指令。能量源26可被配置成与治疗设备12通信(例如，经由电缆28)以控制神经调制组件和/或将信号发送至监测系统或从监测系统接收信号。显示设备可配置成提供功率水平或传感器数据(诸如，声音的、视觉的、或其他指示)的指示，或可配置成将信息传送至另一设备。例如，控制台26还可可操作地耦合至导管实验室屏幕或用于显示治疗信息(例如，在治疗之前和之后的神经活动、消融的效果、消融神经组织的疗效、损伤位置，损伤尺寸等)的系统。

能量源或控制台26可被配置成控制、监测、供应或以其他方式支持治疗设备12的操作。在其他实施例中，治疗设备12可以是自包含的(self-contained)和/或以其他方式配置用于在不连接至能量源或控制台26的情况下进行操作。如图1的示例所示的，能量源或控制台26可包括具有显示器33的主外壳。

在一些实施例中，能量源或控制台26可包括具有处理电路(例如，微处理器)的处理设备或模块(未示出)。处理设备可被配置成执行与控制算法30、评估/反馈算法31和设备的其他功能有关的所存储的指令。而且，能量源或控制台26可被配置成例如经由电缆28与治疗设备12通信。例如，治疗设备12的治疗组件21可包括传感器(未示出)(例如，记录电极、温度传感器、压力传感器、或流速传感器)和配置成将信号从传感器携载至手柄34的传感器引线(未示出)(例如，电引线或压力引线)。电缆28可被配置成将信号从手柄34携载至能量源或控制台26。

能量源或控制台26取决于治疗设备12的治疗形态(modality)具有不同的配置。例如，能量源或控制台26可配置有能量源，该能量源被配置成提供用于激励直接加热的加热元件的功率源。如上所述，在一些实施例中，可在手柄34中实现能量源。一个或多个电池(例如，可充电或一次性)可与用于控制到加热元件的功率递送的处理模块或其他控制软件和电子产品(electronics)一起被集成在手柄34中。这种控制模块可被配置成基于多种因素(诸如，处理时间、温度范围和阈值、电流范围和阈值、组织阻抗测量等)控制功率递送。在其他实施例中，能量源或控制台26可具有其他合适的配置。

图2示出了通过系统10的实施例调制肾神经的一个示例。在该实施例中，治疗设备12提供通过血管内路径(P)(诸如在股骨(示出)、臂、桡骨或腋动脉中的经皮访问部位到相应的肾动脉(RA)内的目标治疗部位)对肾丛(RP)的访问。如所示的，轴16的一段近端部分18被暴露在患者外部。通过从血管内路径(P)外操纵轴16的近端部分18，临床医生可使轴16穿过有时弯曲的血管内路径(P)前进并远程地操纵轴16的远端部分20。图像引导(例如，计算机断层扫描(CT)、荧光镜检查、血管内超声(IVUS)、光学相干断层扫描(OCT)、或另一合适的引导形式、或它们的组合)可用于帮助临床医生的操纵。而且，在一些实施例中，图像引导部件(例如，IVUS、OCT)可被并入治疗设备12自身中。

在治疗组件21被适当地定位在肾动脉(RA)中之后，它可利用手柄34或其他合适的装置径向扩张、膨胀或以其他方式展开直到神经调制组件被定位在目标部位处并且神经监测设备与肾动脉(RA)的内壁稳定接触。有目的地施加来自神经调制组件的能量然后被施加至组织以诱发肾动脉的局部区域和肾丛(RP)的相邻区域上的一个或多个期望的神经调制效应，肾丛紧密地位于肾动脉(RA)的动脉外膜内、毗邻肾动脉(RA)的动脉外膜、或很接近肾动脉(RA)的动脉外膜。例如，能量的有目的的施加可实现沿着肾丛(RP)的所有或至少一部分的神经调制。

在各个实施例中，治疗组件21可包括一个或多个加热致动器或加热元件，配置成将热量直接施加在治疗位置处以完成期望的神经调制效果。具体而言，在一些实施例中，可使来自治疗组件21的热量直接施加至组织以完成期望的治疗。即使更具体地，在此类实施例中，直接加热可被直接施加至血管壁并且热量可通过传导传递至肾丛(RP)的深度，肾丛紧密地位于肾动脉(RA)的动脉外膜内、毗邻肾动脉(RA)的动脉外膜、或很接近肾动脉(RA)的动脉外膜。这可通过将加热元件沿着动脉壁定位并借助于加热元件施加热量来完成。基于其中热量被施加至血管壁的方式，直接加热形式可与间接加热形式不同。采用直接加热应用，或直接加热元件，通过由加热元件产生的热量的热传递来加热组织。具体而言，加热元件被放置成与组织接触(或很接近组织)并被加热至升高的温度。来自加热的元件的热能或热量被传递至组织，从而加热组织。这与例如RF应用相反，其中从第一电极传播至第二电极的RF能量生成组织中的热量。

治疗组件21可包括一个或多个加热元件，并且该一个或多个加热元件可通过治疗组件21以多种不同的配置部署。在各个实施例中，加热元件可以是电阻加热元件，电阻加热元件配置成响应于流过电阻线或其他电阻元件的电流生成热量。电阻元件的示例可包括由于对来自电源的电流的流动的电阻而生成热量的电阻材料制成的线圈、扁带(ribbon)、或导线带(stripofwire)。适合于此类应用的电阻线的示例是镍铬合金80和镍铬合金60、不锈钢和康铜，但可使用其他电阻线。虽然本文描述了使用电阻线的多个实施例，但本领域的普通技术人员将理解，可使用其他电阻部件来形成加热元件。

加热元件可设置在多个不同展开机构上或设置有多个不同展开机构以允许将一个或多个加热元件毗邻血管壁定位以用于治疗。递送结构可以是用于定位加热元件以在血管壁处展开的可扩张的或可挠曲的结构。递送结构和加热元件可就具有适合于递送至治疗部位的收缩的或其他低剖面几何形状，并且具有允许使加热元件与血管壁接触以用于治疗的扩张的几何形状。

这种展开机构的一个示例是可充气球囊。图3是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的设置在可充气球囊上的加热元件的示例的示意图。参照图3，治疗组件21包括可充气球囊41、无创伤柔性尖端42和加热元件43。在该示例中，加热元件43以螺旋形配置设置在可充气球囊41的表面周围。在操作中，可充气球囊41和加热元件43以折叠、收缩、或以其他方式非展开的配置被递送至治疗部位。在治疗部位处，可充气球囊41被充气，从而使加热元件43接触血管壁。虽然示出了一个加热元件43，但在可充气球囊41上可包括多个线圈。

在一个实施例中，加热元件43是印刷在可充气球囊41上的电阻金属带。印刷技术可用于在可充气球囊上的一个或多个导电油墨图案。例如，导电聚合物、金属化油墨或其他的导电油墨可被印刷在可充气球囊41上，以期望的图案创建加热元件43。导电油墨可使用导电材料(例如，银或铜)和聚合树脂中的碳的混合以实现预期印刷几何图案的期望电阻。可选择油墨的粘度以实现用于气球应用的期望的流动性和图案几何形状。导电油墨的示例是那些可从“杜邦微电路材料”购买的油墨。

替代地，导线加热元件可卷绕在可充气气球41周围并在可充气球囊41被扩张时与血管壁接触。在一个实施例中，电线缠绕回其自身上并扭转以形成柔性编织，从而可卷绕在球囊41周围。圆形的、平面的、或甚至带状导线可用于加热元件43。可使用于加热元件43的导线或元件绝缘以避免短路和避免与血管壁的电接触。此外，用于加热元件43的导线或元件可设置在球囊内部。

作为又一实施例，定形芯元件可用于限定加热元件43的扩张配置。例如，加热元件43可包括卷绕在定形芯周围的加热线的线圈。作为进一步示例，加热元件43可包括卷绕在镍钛合金芯周围的镍铬合金线的线圈。镍钛合金芯可被定形成最终扩张的形状，使得加热元件43在展开时采取该形状。图4是示出了具有卷绕在芯元件46周围的电阻线44的加热元件43的示例的示意图。在该示例中，电阻加热线44(例如，镍铬合金线)卷绕在芯元件46(例如，定形镍钛合金)周围。芯元件46可以是定形芯。虽然为了易于说明和清楚起见被示为直线，定形芯元件46可以期望扩张配置定形。例如，芯元件46可被定形成螺旋形或螺旋配置，使得在展开时，加热组件43形成诸如如图3所示的螺旋形形状。

还如图4所示，加热线44可以是具有由绝缘层44a包围的导电芯44b的绝缘线。此外，可提供绝缘护套45以避免与血管壁的电接触。可调节加热线44的螺距以控制导线的量和施加至血管壁的热量。螺距可以是均匀的，或者它可以沿着加热元件的长度而不同。加热线44的螺距影响由加热元件43生成的热量的浓度和加热元件43的柔性。例如，较小的螺距(更紧密的间距)可提供沿着元件的较高浓度的热量。在一些实施例中，加热线44的螺距可在2mm-25mm范围内，但可使用高于或低于该范围的其他螺距。以下参照图8讨论螺距、导线长度和组件长度之间的关系。

可通过形成和接着将镍钛合金限制成期望的形状、然后在其保持期望形状的同时对材料进行热处理来为这个和其他实施例完成镍钛合金的定形(该定形是本领域公知的技术)。热量可被施加以调节镍钛合金的奥氏体完成(A_f)温度(有时也称为反向转换结束温度)。在一些实施例中，A_f被设置在在治疗期间的加热元件的操作温度处或附近。利用具有仅低于期望操作温度范围的镍钛合金可确保加热元件不打开至其扩张配置直到在其被定位在治疗部位处并且施加电流以加热该加热元件之后。镍钛合金芯的A_f温度可被设置在体温附近以确保刚好在其被引入到体内之后NiTi处于超弹性状态或高于体温但低于主加热元件的有效(消融)温度。后面的实施例允许整个结构更柔软并且更灵活直到开始消融顺序(sequence)。

另一实施例使用陶瓷微加热器，该陶瓷微加热器利用例如粘合剂附连至可充气球囊41的表面。例如，一个实施例使用加热器零件编号343-HEATER-2X10(可从德国柏林的AllectraGmbH,Traubeneichenstr.62-66；D-16567b.购买)以形成加热元件43。如在阅读该描述之后将对本领域普通技术人员显而易见的是，可使用不同尺寸和配置的类似的加热元件。在各个实施例中，导热材料可被应用到加热器的外表面以有助于热量从加热元件传递至血管壁。

代替使用球囊作为展开机构，可使用其他扩张或自扩张设备将加热元件紧靠血管壁定位以对治疗部位施加直接加热。例如，扩张支架或镍钛合金“保持架”可用于将加热器放置成与组织接触。作为另一示例，可扩张结构(诸如，定形镍钛合金螺旋)可被用于将加热元件放置成与血管壁接触。这些解决方案允许在消融手术期间在不阻断肾血流的情况下定位电极。因为经过电极的血流可使热量远离直接加热元件传递，可因此调节功率递送以维持期望的温度。

图5是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的使用定形(shape-set)螺旋作为治疗组件21的导管系统的示意图。加热组件48被设置在导管轴16的远端。在该示例中，加热组件48被配置成以螺旋形或螺旋配置扩张，使得当扩张时螺旋的部分或全部接触血管壁以递送热量。虽然示出了单个螺旋，但也可使用双-和多-螺旋配置。

在一些实施例中，加热组件48包括设置在芯元件上的电阻加热元件。例如，加热组件48可包括卷绕在定形芯元件周围的加热线。如以下更详细解释的，加热线可以是具有所选电阻的电阻线，使得在施加给定量的电流时加热元件加热至期望温度。定形芯可由镍钛合金或其他合适的材料制成。

在图5的实施例(和本文所描述的其他实施例)中，不使用球囊来使加热组件48从其递送状态扩张至其扩张状态。相反，通过在治疗设备12的近端处的控制机构使加热组件48(例如，定形芯和电阻线)扩张。针对特定实施例及它们的各种展开模式，可利用如本文所描述的设备组件的布置开始该转换。根据本技术的一个或多个实施例，可通过控制构件展开治疗组件。例如，控制构件可以是与治疗组件的支撑结构内部或外部接合以将变形力和塑造力施加至治疗组件21以使它转换至其扩张状态的牵引或张力线、引导线、轴或通管丝(stylet)。而且，在各个实施例中，用于使治疗组件21从递送状态转换至扩张状态的形式可被反转以使治疗组件21从扩张状态转换回递送状态。

例如，治疗设备12上的致动器36的操作可用于将支撑构件23从近端向远端推送。在加热组件48的远端被固定至支撑构件23的远端的情况下，该动作增加了加热组件48卷绕的长度，从而使其在支撑构件23上收缩。同样，当支撑构件23被缩回时，这减小了螺旋卷绕的长度，从而使其轴向扩张。作为另一示例，螺旋加热组件48可被限制在护套内并且致动器36的操作使护套缩回以使加热组件48展开。这使加热组件48暴露，从而允许其扩张。为了使加热组件48收缩，护套可延伸回螺旋上。在2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,360；2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,361；和2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,395中更详细地描述了螺旋形组件和展开机构的示例，这些专利申请的每一个通过引用整体结合于此。

图6a是示出了在肾动脉RA中处于预扩张递送状态的治疗组件21的示例的示意图。在该示例中，治疗组件21包括加热组件48，加热组件48被配置为缠绕在支撑结构23周围的螺旋形元件。图6b是示出了作为在肾动脉RA中的处于扩张状态的治疗组件21的定形螺旋的示例的示意图。如图6a所示，在递送状态下，加热组件48以相对紧密的配置缠绕在支撑构件23周围，以允许治疗组件21和血管壁之间的间隙。

治疗组件21的收缩或递送布置限定了围绕组件的纵轴的低剖面，使得治疗组件21的横向尺寸足够小以限定动脉壁55和治疗设备12之间的间隙距离。递送状态促进治疗设备12的插入和/或移除，和治疗组件21在肾动脉RA内的重定位(如果需要的话)。

在其中螺旋形加热元件22与治疗组件的内部支撑构件23接触的收缩配置中，例如，内部支撑构件23的几何形状促进治疗组件21通过引导导管移动至肾动脉RA中的治疗部位。此外，在收缩配置中，治疗组件21被尺寸设定成并定形成适合于在肾动脉RA内并具有小于肾动脉内径的直径和小于肾动脉长度的长度(从治疗组件21的近端到治疗组件21的远端)。而且，如以下更详细地描述的，支撑结构的几何形状被设置成限定围绕其中心轴的小于肾动脉内径52的最小横向尺寸和在中心轴的方向中的优选小于肾动脉长度54的最小长度。在一个实施例中，治疗组件21的最小直径大约等于细长轴16的内径。

轴16的远端部分20可以大量方式弯曲以通过沿着由引导导管、引导线、或护套限定的路径以进入相应的肾动脉。例如，可通过引导导管(诸如具有在远端附近预成型的弯曲的肾引导导管，该肾引导导管引导轴16沿着从经皮插入部位到肾动脉RA的期望路径)赋予远端20的弯曲。在另一实施例中，治疗设备12可通过接合并跟踪引导线(例如，图2的引导线66)被引导至肾动脉RA内的治疗部位，引导线被插入到肾动脉RA中并延伸至经皮进入部位。在操作中，引导线优选被首先递送至肾动脉RA，并且包括引导线的细长轴16然后通过引导线进入肾动脉RA中。在一些引导线过程中，管状递送护套可通过引导线(即，由递送护套限定的腔滑过引导线)进入肾动脉RA。一旦递送护套被置于肾动脉RA，引导线可被移除并换成治疗导管(例如，治疗设备12)，治疗导管可通过递送护套递送到肾动脉RA中。

此外，在一些实施例中，远端部分20可例如通过可致动元件36或通过另一控制元件经由手柄组件34(图1和2)被引导或“操纵”至肾动脉RA中。作为替代或附加，治疗设备12及其远端部分20可通过穿过可操纵引导导管(未示出)插入来弯曲，可操纵引导导管包括在其远端附近的可通过从引导导管的近端的操纵调节或再成形的预成型的或可操纵的弯曲。

可通过细长轴16和治疗组件21所穿过的引导导管的内径限定在收缩递送配置下的细长轴16和治疗组件21的任何段的最大外径(例如，直径)。在一个特定实施例中，例如，具有例如大约0.091英寸(2.31mm)的内径的8法标(French)引导导管可被用作用于进入肾动脉的引导导管。允许螺旋形加热组件48和引导导管之间的合理间隙公差，治疗组件21的最大外径一般小于或等于约0.085英寸(2.16mm)。作为进一步的示例，可使用具有内径＝0.070”和外径＝0.082”的6法标引导导管，也可使用具有内径＝0.053”和外径＝0.067”的5法标引导导管。也可使用具有其他内径尺寸的导管，并因此可指定治疗组件的最大外径。

在将治疗组件21置于肾动脉RA中之后，治疗组件21可从其递送状态(如图6a所示的收缩的)转换至其扩展状态或布置(如图6b所示的扩张)。具体而言，螺旋形加热元件22被扩张使得加热元件22接触动脉壁55。能量可被递送至围绕预成型芯的加热元件(例如，缠绕在芯周围的电阻线)并形成螺旋形创口。

对相应肾动脉RA内的螺旋形加热元件的进一步的操纵建立沿着相应的肾动脉RA的内壁55的治疗组件21与组织的对合。例如，如图6a和6b所示，治疗组件21在肾动脉RA内被扩张，使得螺旋形加热元件48与肾动脉壁接触。值得注意的是，虽然仅示出一个加热元件48，但可包括多个加热元件48。

在一些实施例中，对近端部分的操纵可促进螺旋形加热组件48和肾动脉RA的壁55之间的接触。对螺旋形加热组件48进行操作使得肾动脉壁55和螺旋形加热组件48之间的接触力不超过最大值。例如，展开机构可包括计量器(gauge)以确保治疗组件21和动脉壁55之间的接触力小于不同尺寸的动脉的预定值。此外，螺旋形加热组件48和远端支撑段23可提供对动脉壁55的一致的接触力，一致的接触力可允许一致的创口形成。此外，可包括电极、压力传感器、或其他传感器以允许进行阻抗测量以检测与血管壁的接触。

在其他实施例中，加热元件不连续围绕加热组件48的长度。例如，可在沿加热组件48的长度的一个或多个位置处提供热绝缘以创建一组离散点，在该组离散点处热能被限制传递至组织。同样地，可在沿着加热组件48的长度的位置处提供离散加热元件，使得热能在沿着组件的离散点处被传递。以这种方式，可创建以螺旋形图案的创口，而不是创建连续创口。在进一步的实施例中，可在螺旋形组件的内表面上提供热绝缘以最小化传递至血液的热量的量。这可允许设备的更有效的操作。

如以上参照图5所描述的，并且类似于以上参照图4描述的实施例，加热组件48可包括设置在芯元件上的加热元件。芯元件可以是，例如，以螺旋形图案定形的镍钛合金芯。在其他实施例中，芯元件不是定形元件。图7a和7b是示出了缠绕在芯元件周围的电阻加热线的示例的示意图。在图7a和7b中所示的示例仅显示了采用电阻加热线缠绕的芯的一段。在阅读该描述之后将对本领域的普通技术人员显而易见的是，电阻加热线可缠绕在整个螺旋形芯周围、或在期望施加加热的螺旋形芯的部分周围。

如图7a和7b所示，提供了芯元件57。如上所述，芯元件57可以是定形成期望的扩张几何形状的镍钛合金芯或其他类似的芯电阻加热线58以期望的螺距缠绕在芯57周围。如所示的，电阻加热线58是电绝缘线。虽然绝缘材料可提供电绝缘，但导热绝缘材料可用于允许良好的热传导。聚酰亚胺是导热绝缘材料的示例，但可使用其他绝缘材料。

电阻加热线58可以是具有期望导电率/电阻的任何导线，以通过所施加的AC、DC或RF能量提供期望水平的加热。导线的阻抗可被选择成使得加热元件在所施加的电流的给定电平下达到期望的温度。在一个实施例中，电阻加热线58是镍铬合金80或镍铬合金60导线，但可使用其他导线。镍铬合金80导线是具有80％镍、20％铬的电阻线。镍铬合金60导线是具有60％镍、40％铬的电阻线。导线的组成、长度和直径影响其电阻和加热性能。在一些实施例中，所选择的导线是具有约80欧姆的电阻的小规格导线，但也可使用其他电阻值。期望的电压/电流要求是在选择加热元件电阻时的考量。例如，在一些实施例中，电阻被选择成使得可使用现成的电池或小形状因素的可充电电池作为电源来实现期望的加热特性。

也可提供外护套59以包住加热元件48以及治疗组件21中所使用的导线。例如，导线可包括：用于将电流递送至电阻线58以用于生成热量的导线和连接至热电偶或其他温度传感器以向控制台26提供温度反馈的热电偶线。外护套59还可由导热材料制成以便不抑制从加热组件48到血管壁的热传递。

图7a所示的实施例以比图7b中的示例更松的螺距缠绕。对于给定芯/导线组合的螺距影响热量的浓度和组件的柔韧性。在这些实施例中的电阻线被示为以单个线圈配置。可实现双螺旋和多线圈配置，也可实现编织线配置。此外，线圈可被配置成双的或缠绕回其自身上，使得线圈的端点在治疗组件的近端处或附近。这可促进到将线圈连接回能量源或控制台26的导线的电连接。双-或多-螺旋形配置还可允许在更短长度中的更大覆盖。

在各个实施例中，可用电阻线缠绕芯元件57的整个长度以形成连续电极。在芯元件57处于螺旋形配置的情况下，缠绕整个长度(或基本全部长度)提供螺旋形加热元件。在其他实施例中，仅缠绕芯元件57的多个部分以沿着芯元件57的长度创建离散加热元件。也预定义离散加热元件的长度，也可预定义它们沿着芯元件57的位置。在一些实施例中，沿着芯元件57的离散加热元件可分别连接至能量源，但在其他实施例中，这些离散加热元件可连接在一起。例如，沿着芯元件57的离散加热元件可彼此串联地连接在一起。

图8是示出了缠绕在芯周围的盘绕的加热线的螺距、半径、和其他度量的示意图。半径R是芯上的导线的中心到中心的最大距离。螺距P是从一匝导线到紧邻匝上的对应点的中心到中心的距离。

一匝导线的长度通过如下给出：

加热元件的匝数通过将加热元件的长度除以线圈的螺距给出。

#匝数＝长度/螺距(B)

加热线的总长度通过每匝的长度乘以匝数给出。

加热线的长度＝长度T*#匝数(C)

导线的长度的总电阻通过以下给出：

导线的电阻＝Ω/ft*加热线的长度(ft)(D)

图9a、9b、9c和10示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的侧面展开定形的加热元件48。在一些实施例中，组件48包括卷绕在芯元件57周围的电阻线加热元件58。图9a和9b示出了组件48的侧视图，以及图9c示出了组件48的透视图，组件48被配置成从在导管轴16的远端处的侧开口、或孔展开。在图9a示出的示例中，治疗组件21的长度L_LONG是固定的，并且加热组件48以细长配置设置在导管腔内。虽然加热组件48可能不是在所有情况下都是完全线性的，但也可以是充分线性以被包含由导管主体所限定的半径内。

因为治疗组件21的长度L_LONG是固定的，在远端方向中输送(feed)加热组件48使加热组件48的更大长度被包含在固定轴向长度L_LONG内，从而使加热组件48的半径扩张。这在图9b和9c中被示出，其中加热组件48被向远端输送或推送。这使加热组件48的更大长度被推送到固定长度L_LONG中，从而导致加热组件从腔向外移动。在加热组件48包括定形芯的情况下，加热组件48可扩张至定形几何形状。例如，加热组件48可扩张成螺旋形配置。图10示出了图9b和9c的轴向视图，从而显示了围绕平行于导管轴23的轴径向扩张的加热组件48。

图11是示出了示例螺旋形结构的尺寸的示意图，该示例螺旋形结构具有半径R，螺距/2π，B和在轴向长度L_LONG上的大约角度θ的弧形长度LARC。图10可用于描述减小长度L_LONG和加热线的固定长度如何可增加加热元件的半径或匝数、或以上两者。加热元件的总长度L_ARC通过如下给出：

$L_{ARC}=\mathrm{\θ}\sqrt{R^2+B^2}$

如上所指出的，展开定形螺旋的一个方法是将更多的加热元件输送到治疗组件21的给定长度L_LONG中。将更长长度的导线输送到治疗组件21的给定长度L_LONG中导致更大的导线半径、更大的螺距或以上两者。当加热元件被定形成较大半径的螺旋时，将导线输送至固定长度的治疗组件中允许加热元件采取其期望的形状。同样，在保持加热元件的长度L_ARC恒定的同时缩短治疗组件的长度L_LONG产生相同的效果。

可扩张成以75％圆周覆盖接触血管壁的螺旋形形状的加热元件的一个示例具有19.5mm的总长度，并将具有在8mm血管中的10mm长的纵向尺寸L_LONG、在6mm血管中的15mm长的纵向尺寸L_LONG、和在4mm血管中的17.6长的纵向尺寸L_LONG。通过围绕芯或心轴盘绕电阻线实现该加热元件的一个示例。这可使用例如30AWG镍铬合金80导线(OD＝0.010”)和盘绕在0.012”芯周围的0.002”聚酰亚胺绝缘材料，并且匝之间的线圈间隙为0.005”。对于19.5mm的加热元件长度，导线的长度会是5.4英寸。

本文所描述的各个示例使用螺旋形加热元件来将加热治疗递送至血管壁。可提供单个、两个或多个-螺旋配置，并且螺旋可自扩张以有助于展开。可提供不透射线标记以有助于可视化和放置。例如，不透射线标记可被设置在加热元件的开始和结束处以允许标识并放置加热元件的端点。

使用直接加热形式来神经调制的一个挑战是，加热元件上的血流的冷却效应。如果对流去除了血管表面处的来自加热元件的过多的热量，不充足的热量将通过血管壁传导至目标神经。涉及阻塞血流量的实施例(诸如，球囊展开的实施例)可通过防止血液流经加热元件来避免这种影响。这种实施例可包括，例如，其中一个或多个加热元件在球囊的表面上的实施例。此类实施例还可包括其中一个或多个加热元件位于球囊的端部处的配置，在这种情况下元件可被长期暴露至血液。

其中血流不被阻塞的实施例可使用其他技术来减低或最小化加热元件上的血液的冷却效应。例如，在一些实施例中，加热元件的内表面(在治疗期间不接触血管壁的表面或多个表面)可设置热绝缘材料以减少从加热元件到血液的热量传递。可在护套中使用硅酮或其他热绝缘材料，或硅酮或其他热绝缘材料可被用作单独的绝缘层。当然，也可通过增加递送至加热元件的功率来补偿热损失。

图12是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的到能量源或控制台26的功率和热电偶线的连接的代表示例的示意图。如在图12的示例中所示的，加热线58(例如，镍铬合金60或镍铬合金80)的线圈的一端被电连接至电源26的第一端子，以及另一端被电连接至电源的第二端子。AC、DC或RF能量通过加热线58以足够的水平发送，以使加热组件48加热至期望温度。

热电偶TC、热敏电阻、或其他温度传感器可被提供并在图12中被示为设置在加热组件48的有效部分的中心处或附近。多个温度传感器可用于感测沿着加热组件48的不同点处的温度。在加热元件的表面中或上或在组织表面上的温度传感器可用于通知以下描述的能量递送的控制。

热电偶TC(或其他温度传感器(多个))在a、b处被电连接至控制台26以提供温度反馈。这种反馈可用于例如在治疗期间检查加热组件48的温度。因此，可基于所感测的温度控制热量到治疗部位的递送。可通过控制由能量发生器提供的电压电平来控制热量的递送。在其他实施例中，电流或功率控制可用于限制递送至加热元件的能量的量，并因此限制其最大可实现的温度。对于温度控制，温度设定点可被预定并被编程到系统中(例如，利用控制算法30或评估/反馈算法31)。可对系统编程以在治疗期间将加热元件温度维持在期望设定点。手柄中的LED、控制台26上的显示屏或其他机构可用于在一个或多个加热元件在期望操作温度时进行指示。保护措施可被内置在系统中，以防止加热元件(多个)高于设定的最大温度。这种保护措施(例如，利用控制算法30或评估/反馈算法31)可被编程成测量加热元件(多个)的温度并在达到最大温度水平时切断或减小到系统的功率。警告或消息可被建议操作者操作温度和温度条件超过或低于期望操作范围。

热效应可包括热消融和非消融热变化或损伤(例如，经由持续加热和/或电阻性加热)，以部分或完全地破坏神经传输信号的能力。期望的热加热效果例如可包括将目标神经纤维的温度升高至期望阈值以上以实现非消融的热蚀变，或更高的温度以上以实现消融热蚀变。例如，目标温度可高于身体温度(例如，大约37℃)但小于大约45℃以用于非消融热蚀变，或目标温度可约45℃或45℃以上以用于消融热蚀变。更具体地，暴露至超过约37℃的体温但低于约45℃的温度的热能可经由对目标神经纤维或灌注目标纤维的血管结构的适度加热诱发热蚀变。在其中影响血管结构的情况下，可拒绝对靶标神经纤维的灌注，该灌注会导致神经组织坏死。例如，这可诱发纤维或结构中的非消融热变化。暴露至高于约45℃或高于约60℃的温度的热量可经由对纤维或结构的大量加热诱发热蚀变。例如，这种更高的温度可热消融目标神经纤维或对目标纤维进行灌注的血管结构。在一些患者中，可期望实现热消融目标神经纤维或血管结构，但小于约90℃、或小于约85℃、或小于约80℃、和/或小于约75℃的温度。其他实施例可包括将组织加热至各种其他合适的温度。不论用于诱导热神经调制的热暴露的类型，都预期治疗效果(例如，在肾交感神经活动(RSNA)的降低)。

因此，在一些实施例中，可随时间监测温度以确保足够的温度被施加达足够的治疗周期以实现治疗目标。例如，在各个实施例中，85-95℃的加热元件温度可被定位目标，但其它温度或温度范围也可被定位目标。

在一些实施例中，可包括用于开启能量以加热元件达预定周期，然后关闭能量并测量温度降低的速率的算法。在能量算法中测量并考虑血流对热衰退的影响。因此，还可包括血流和血压监测以将信息提供至控制算法，该控制算法控制能量到加热元件的递送。

如图12中的示例示出的，可实现其中仅需要两个引线和两个传感器导线来实现直接加热形式的实施例。在各个实施例中，电极可被包括在治疗组件21中以用于有助于接触确定的阻抗测量。

通过直接热量应用，没有必要通过组织传导电流。相反，从加热元件到组织的热能传递可能是充足的。因此，可包括诸如突出到动脉外膜中的阻抗或温度传感器之类的附加特征。如上所述，阻抗可用于检测与血管壁的接触。

在利用软件整体或部分地实现本发明的部件或模块的情况下，在一个实施例中，这些软件元素可被实现成与能够执行相对于此描述的功能的计算或处理模块一起操作。图13中示出了一个这种计算模块。描述了关于该示例计算模块200的各个实施例。在阅读该描述之后，如何利用其他计算模块或架构实现本发明将变得对相关领域的技术人员显而易见。

现在参考图13，计算模块200可以代表，例如，在台式、膝上型和笔记本计算机；手持式计算设备(PDA、智能电话、平板电脑、移动电话、掌上型电脑等)；大型机、超级计算机、工作站或服务器；或可能需要或适合于给定应用或环境的任何其它类型的专用或通用计算设备中发现的计算或处理能力。计算模块200还可能代表嵌入在给定设备中或以其他方式可用于给定设备的计算能力。例如，计算模块可存在于其他电子设备中，诸如，例如，数码相机、导航系统、蜂窝电话、便携式计算设备、调制解调器、路由器、WAP、终端和可包括一些形式的处理能力的其他电子设备。

计算模块200可包括，例如，一个或多个处理器、控制器、控制模块、或其他处理设备，诸如处理器24。可利用通用或专用处理引擎(例如，诸如微处理器、控制器、或其他控制逻辑)来实现处理器204。在所示的示例中，处理器204被连接至总线202，但可使用任何通信介质来促进与计算模块200的其他组件的交互或外部地通信。

计算模块200还可包括一个或多个存储器模块(在本文中被简称为主存储器208)。例如，随机存取存储器(RAM)或其他动态存储器可优选用于存储将由处理器204执行的信息和指令。主存储器208还可用于存储在将由处理器204执行的指令的执行期间的临时变量或其它中间信息。计算模块200可同样包括只读存储器(“ROM”)或耦合至总线202以用于存储用于处理器204的静态信息和指令的其他静态存储设备。

计算模块200还可包括信息存储机构210的一个或多个不同形式，可包括例如介质驱动器212和存储单元接口220。介质驱动器212可包括用于支持固定的或可移动的存储介质214的驱动器或其他机构。例如，可提供硬盘驱动器、软盘驱动器、磁带驱动器、光盘驱动器、CD或DVD驱动器(R或RW)、或其他可移动或固定的介质驱动器。因此，存储介质214可包括，例如，硬盘、软盘、磁带、盒式磁带(cartridge)、光盘、CD或DVD、或可由介质驱动器212读取、写入、或访问的其它固定或可移动介质。如这些示例所示，存储介质214可包括具有存储在其中的计算机软件或数据的计算机可用的存储介质。

在替代的实施例中，信息存储机构210可包括用于允许计算机程序或其他指令或数据加载到计算模块200中的其他类似手段。这种手段可包括，例如，固定的或可移动的存储单元222和接口220。此类存储单元222和接口220的示例可包括程序盒和盒式接口、可移动存储器(例如，闪速存储器或其它可移动存储器模块)和存储器插槽、PCMCIA插槽和卡、和允许软件和数据从存储单元222传送到计算模块200的其它固定的或可移动的存储单元222和接口220。

计算模块200还可包括计算接口224。通信接口224可用于允许软件和数据在计算模块220和外部设备之间传送。通信接口224的示例可包括调制解调器或软件调制解调器、网络接口(诸如，以太网、网络接口卡、WiMedia、IEEE802.XX或其他接口)、通信端口(诸如，例如，USB端口、IR端口、RS232端口蓝牙接口、或其他端口)、或其他通信接口。经由通信接口224传送的软件和数据通常被携载在信号上，信号可以是电子、电磁(包括光)或能够通过给定通信接口224交换的其他信号。这些信号可经由信道228提供至通信接口224。这些信道228可携载信号并且可利用有线或无线通信介质实现。信道的一些示例可包括电话线、蜂窝链路、RF链路、光学链路、网络接口、局域网或广域网、和其他有线或无线通信信道。

在该文档中，术语“计算机程序介质”和“计算机可用介质”通常用于指的是例如，诸如主存储器208、存储单元接口220、存储介质214和信道228。计算机程序介质或计算机可用介质的这些和其他各种形式可涉及将一个或多个指令的一个或多个序列携载至处理设备以供执行。在介质上具体实现的此类指令一般指的是“计算机程序代码”或“计算机程序产品”(可以计算机程序或其他组群的形式分组)。当被执行时，此类指令可使计算模块200能够执行本文所讨论的本公开的特征或功能。

III.相关的解剖和生理机能

以下讨论提供有关相关患者解剖和生理机能的进一步细节。该部分旨在补充和扩展有关解剖和生理机能的上述讨论，并提供有关与肾神经调制相关联的所公开的技术和治疗益处的附加上下文。例如，如上所述，肾血管的若干属性可渗透入用于经由血管内进入实现肾神经调制的治疗设备及相关方法的设计，并且施加对这种设备的具体设计要求。具体设计要求可以包括：进入肾动脉、促进此类设备的能量递送元件和肾动脉的内腔表面或壁之间稳定的接触、和/或采用神经调节装置有效调制肾神经。

A.交感神经系统

交感神经系统(SNS)与肠神经系统和副交感神经系统一起是自主神经系统的分支。它在基础水平下总是活动的(称为交感神经紧张)，并在有压力的时候变得更加活跃。如神经系统的其他部分一样，交感神经系统通过一系列的互连的神经元进行操作。虽然许多交感神经元位于中枢神经系统(CNS)内，但交感神经元经常被认为是外周神经系统(PNS)的一部分。脊髓的交感神经元(它是CNS的一部分)经由一系列的交感神经节与外周交感神经元通信。在神经节内，脊髓交感神经元通过突触连接外周交感神经元。脊髓交感神经元因此被称为突触前(或节前)神经元，而外周神经元被称为突触后(或节后)神经元。

在交感神经节内的突触处，节前交感神经元释放乙酰胆碱、结合并激活节后神经元上的乙酰胆碱受体的化学信使。响应于该刺激，节后神经元主要释放降肾上腺素(去甲肾上腺素)。持久激活可引起肾上腺素从肾上腺髓质的释放。

一旦被释放，去甲肾上腺素和肾上腺素结合外围组织上的肾上腺素能受体。结合至肾上腺素能受体导致神经和激素反应。生理临床表现包括瞳孔扩张、心率增加、偶尔呕吐、和血压增高。还可以看出由于汗腺的胆碱能受体的结合引起增加的出汗。

在交感神经系统负责上调和下调的生物体中的多稳态机制。来自SNS的纤维神经支配几乎每个器官系统中的组织，从而向如瞳孔直径、肠道蠕动、和尿排出量的不同的特征提供至少一些调节功能。这个反应也称为身体的交感肾上腺反应，由于末稍在肾上腺髓质中的节前交感神经纤维(而且所有其他交感神经纤维)分泌乙酰胆碱，从而激活肾上腺素(肾上腺素)和较小范围内的降肾上腺素(去甲肾上腺素)的分泌。因此，主要作用于心血管系统的该反应直接经由通过交感神经系统传输的冲动和间接经由从肾上腺髓质分泌的儿茶酚胺介导。

科学通常将SNS看作自动调节系统，即，在无需有意识的思考的干预的情况下进行运行的系统。由于交感神经系统负责预激身体的行动，因此一些进化理论家建议在早期生物体中运行的交感神经系统用以维持生存。这种预激的一个示例是在唤醒之前的时刻，在该时刻交感神经流出自发地增加为动作做准备。

1.交感神经链

如图14所示，SNS提供允许大脑与身体通信的神经网络。交感神经起源于脊柱内并朝向中间外侧细胞柱(或侧角)中的脊髓的中间，其开始于脊髓的第一胸段并且被认为延伸到第二或第三腰椎段。因为其细胞始于脊髓的胸椎和腰椎区域，因此可以认为SNS具有胸腰椎流出。这些神经的轴突通过前支根/根离开脊髓。它们经过脊柱(感觉)神经节附近，在该处它们进入脊神经的前支。然而，不同于躯体神经支配，它们很快通过白支连接器分离出，白支连接器连接到在脊柱旁延伸的椎旁(位于脊椎附近)或椎前(位于主动脉分支附近)的神经节。

为了达到目标器官和腺体，轴突应当在身体中行进长距离，并且，要完成这一点，许多轴突通过突触传输将它们的消息中继至第二细胞。轴突的末稍穿过空间将突触连接至第二细胞的树突。第一细胞(突触前细胞)穿过突触间隙发送神经递质，在突触间隙处第一细胞激活第二细胞(突触后细胞)。该消息然后被携载至最终目的地。

在外周神经系统的SNS和其他组件中，在称为神经节的部位处形成这些突触。发送其纤维的细胞被称为节前细胞，而其纤维离开神经节的细胞被称为节后细胞。如上所述，SNS的节前细胞位于脊髓的第一胸椎(T1)段和第三腰椎(L3)段之间。节后细胞它们的细胞体在神经节中并且将它们的轴突发送至目标器官或腺体。

神经节不仅包括交感神经干还包括将交感神经纤维发送至头部和胸部器官的颈神经节(上、中、下)、和腹腔和肠系膜神经节(将交感神经纤维发送至肠道)。

2.肾脏的神经支配

如图15所示，肾脏由与肾动脉密切相关的肾丛(RP)神经支配。肾丛RP是围绕肾动脉并且嵌入到肾动脉的动脉外膜中的自主神经丛。肾丛(RP)沿着肾动脉延伸直到它到达肾脏的实质处。有助于肾丛(RP)的纤维由腹腔神经节、肠系膜上神经节、主动脉肾神经节和主动脉丛产生。肾丛(RP)(也被成为肾神经)主要由交感神经组件构成。不存在(或至少非常少)肾脏的副交感神经支配。

节前神经元细胞体位于脊髓的中间外侧细胞柱中。节前轴突穿过椎旁神经节(它们不突触)成为内脏小神经、内脏最小神经、第一腰内脏神经、第二腰内脏神经，并且它们传播到腹腔神经节、肠系膜上神经节和主动脉肾神经节。节后神经元细胞体退出腹腔神经节、肠系膜上神经节、和主动脉肾神经节到肾丛(RP)并且被分配给肾血管系统。

3.肾交感神经活动

消息通过SNS以双向流传播。传出消息可同时触发身体的不同部位的变化。例如，交感神经系统可加快心率；扩大支气管通道；减少大肠的蠕动(运动)；收缩血管；增加食管蠕动；引起瞳孔扩张、立毛(鸡皮疙瘩)和汗水(出汗)；和升高血压。传入消息将信息从体内的各个器官和感觉受体携载至其它器官，尤其是大脑。

高血压、心脏衰竭、和慢性肾脏疾病是导致SNS(特别是肾交感神经系统)慢性激活的许多疾病状态中的一些。然而，SNS的慢性激活是推动这些疾病状态的演进的不适应反应。肾素-血管紧张素-醛固酮系统(RAAS)的药物管理已长期存在的用于减少SNS的过度活跃的方法，但有些效率低。

如上所述，肾交感神经系统已通过实验和在人类中被标识为对高血压的复杂病理生理学、容量超负荷(诸如，心脏衰竭)的状态、和进行性肾脏疾病的主要的贡献者。采用放射性示踪剂稀释方法来测量从肾脏流出到血浆的去甲肾上腺素(NE)的研究显示患有原发性高血压的患者(尤其是在年轻的高血压患者中)的肾NE溢出率增加，从而与从心脏的NE溢出一致、与通常见于早期高血压的血液动力学分布一致并且通过心率增加、心输出量和肾性表征。现已知原发性高血压通常是神经性的，常伴有明显的交感神经系统过度活跃。

如由在该患者群中的从心脏和肾脏到血浆的NE溢出的夸大的增加所证实的心肾交感神经活动的激活在心脏衰竭中甚至更明显。符合这个概念是最近证实的有关患有充血性心脏衰竭的患者中的全因死亡率和心脏移植的肾交感神经激活的强阴性预测值，该肾交感神经激活的强阴性预测值独立于整体交感神经活动、肾小球滤过率、和左室射血分数。这些发现结果支持设计成减少肾交感神经刺激的治疗方案具有提高患有心脏衰竭的患者生存的可能性的概念。

慢性和终末期肾脏疾病表征为交感神经激活增加。在患有慢性和终末期肾脏疾病的患者中，高于中值的去甲肾上腺素的血浆水平已被证实为由于心血管疾病全因死亡和死亡的前兆。这对患有糖尿病或对比剂肾病的患者也是正确的。有令人信服的证据表明，源于病变的肾脏的感觉传入信号是启动和维持该组患者的中枢交感神经流出升高的主要贡献者；这便于熟知的慢性交感神经过度活跃的不利后果的发生(诸如，高血压、左心室肥大、室性心律失常、心源性猝死、胰岛素抗性、糖尿病和代谢综合征)。

i.肾交感神经传出活动

到肾脏的交感神经终止于血管、肾小球旁器、和肾小管。对肾脏交感神经的刺激导致肾素释放增加、钠(Na⁺)重新吸收增加、和肾血流量的减少。肾功能的神经调制的这些组件在通过交感紧张提高表征的疾病状态下被大大刺激并且清楚地有助于高血压患者的血压升高。由肾交感神经传出刺激引起的肾血流量和肾小球滤过率的减少可能是心肾综合征中的肾功能的丧失的基础，这是由于慢性心脏衰竭的进行性并发症引起的肾功能不全，具有通常随患者的临床状和治疗而波动的临床过程。用于阻碍肾传出交感神经刺激的结果的药理学策略包括中枢性交感神经药物、β阻断剂(旨在减少肾素释放)、血管紧张素转换酶抑制剂和受体阻断剂(旨在阻止由肾素释放引起的血管紧张素II和醛固酮激活)和利尿剂(旨在对抗肾交感神经介导的钠和水潴留)。然而，目前的药理学策略有显著限制，包括有限的疗效、依从性问题、副作用及其他。

ii.肾感觉传入神经活动

肾脏经由肾感觉传入神经与中枢神经系统中的整个结构通信。几种形式的肾创口摂可诱导感觉传入信号的激活。例如，肾缺血、每搏输出量或肾血流量的减少、或大量的腺苷酶可触发传入神经通信的激活。如图16B和16B所示，该传入通信可从肾脏到大脑或可从一个肾脏到另一肾脏(经由中枢神经系统)。这些传入信号都集中整合，并可能导致增加的交感神经流出。该交感神经冲动引向肾脏，藉此激活RAAS并诱导增加的肾素分泌、钠潴留、体积潴留和血管收缩。中枢交感神经过度活跃也影响由交感神经支配的其他器官和身体结构(诸如，心脏和外周血管)，从而导致所述的交感神经激活的不良影响，该不良影响的几个方面还有助于血压上升。

因此，生理学建议(ⅰ)对具有传出交感神经的组织的调制会减少不适当的肾素释放、钠潴留、并减少肾血流量，以及(ii)对具有传入感觉神经的组织的调制通过其对下丘脑后部以及对侧肾脏的直接作用来减少对高血压和与中枢交感神经紧张相关联的其他疾病状态的全身性贡献。除了对传入肾脏去神经支配的中枢降压作用，预期到各种其他交感神经支配的器官(诸如，心脏和血管)的中枢交感神经流出的期望减少。

B.肾脏去神经支配的附加临床益处

如上所述，肾脏去神经支配可能在通过增加的整体和特定肾交感神经活动表征的若干临床病症(诸如，高血压、代谢综合征、胰岛素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性和终末期肾脏疾病、心脏衰竭中的不适当液体潴留、心肾综合征和猝死)的治疗中是有价值的。因为传入神经信号的减少有助于交感神经紧张/冲动的全身性减少，因此肾脏去交感支配也可能有利于治疗与全身交感神经极度活跃相关联的其它情况。因此，肾去神经调制还可有益于由交感神经神经支配的其他器官和身体结构。例如，如先前所讨论的，中枢交感神经冲动的减少可减少折磨患有代谢综合征和II型糖尿病的人的胰岛素抗性。

C.实现在血管内进入肾动脉

根据本技术，可通过血管内进入实现与左侧和/或右侧肾动脉紧密相关的左侧和/或右侧肾丛(RP)的神经调制。如17a所示，通过心脏的收缩移动的血液从心脏的左心室通过主动脉输送。主动脉通过胸腔下降且分支成左和右肾动脉。在肾动脉之下，主动脉在左和右髂总动脉处分支。左和右髂总动脉分别通过左和右腿下降并且连接左和右股动脉。

如图17b所示，血液收集在静脉中，并通过股静脉进入髂静脉并进入下腔静脉返回到心脏。下腔静脉分支成左和右肾静脉。在肾静脉之上，下腔静脉上升以将血液输送到心脏的右心房。血液从右心房通过右心室泵入肺部，血液在肺部处被氧化。含氧血被从肺中输送到左心房。含氧血被从左心房通过左心室输送回主动脉。

如稍后将要更详细描述的，股动脉可仅在低于腹股沟韧带的中点的股三角处进入并插管。导管可通过该进入点经皮插入股动脉、穿过髂动脉和主动脉、并放置到左侧或右侧肾动脉中。这包括向相应的肾动脉和/或其他肾血管提供微创通路的血管内路径。

手腕、上臂、和肩部区域提供用于将导管引入动脉系统的其它位置。例如，可以选择情况下使用径向、臂状或腋动脉的导管插入。经由这些进入点引入的导管可利用标准血管造影技术穿过左侧上的锁骨下动脉(或经由右侧上的锁骨下和头臂动脉)、通过主动脉弓、沿着降主动脉向下并进入肾动脉。

D.肾血管的属性和特性

由于可根据本技术通过血管内进入实现左侧和/或右侧肾丛(RP)的神经调制，肾血管的性质和特性可在用于实现这种肾神经调制的装置、系统和方法的设计上施加约束和/或通知用于实现这种肾神经调制的装置、系统和方法的设计。这些性质和特性可跨人群和/或随时间在特定患者中变化，以及对诸如高血压、慢性肾脏疾病、血管疾病、终末期肾脏疾病、胰岛素抗性、糖尿病、代谢综合征等的疾病状态作出响应。如本文所解释的，这些性质和特性可与手术的疗效和血管内设备的特定设计有关。感兴趣的性质可包括，例如，材料/机械、空间、流体动力/血流量动力学、和/或热力学性质。

如上所讨论的，导管可以经由微创血管内路径经皮前进到左侧或右侧肾动脉中。然而，微创肾动脉进入可能具有挑战性的，例如，因为与使用导管常规进入的一些其它动脉相比，肾动脉往往极其曲折、可以是相对小直径、和/或可以是相对短长度。此外，肾动脉粥样硬化是在许多患者中常见的，特别是那些患有心血管疾病的患者。肾动脉解剖也可以从患者到患者显著不同，这进一步使微创进入复杂化。例如，可在相对曲折度、直径、长度和/或动脉粥样硬化斑块负荷、以及肾动脉从主动脉分支处的射出角度中看到显著的患者间变化。用于经由血管内进入实现肾神经调制的装置、系统和方法在最小侵入性进入肾动脉时应考虑肾动脉解剖的这些和其它方面以及其在整个患者群体上的变化。

除了使肾动脉进入复杂化，肾解剖的细节还使建立神经调制装置和肾动脉的内腔表面或壁之间的稳定接触复杂化。当神经调制装置包括能量递送元件(诸如，电极)时，一致的定位和通过能量递送元件施加至血管壁的合适的接触力对可预测性是重要的。然而，导航可受到肾动脉内的狭小空间以及动脉的曲折度的阻碍。此外，可通过患者移动、呼吸和/或心脏周期使建立一致的接触复杂化，因为这些因素可导致肾动脉相对于主动脉的显著移动，并且心动周期可瞬时扩张肾动脉(即，导致动脉的壁跳动)。

即使在进入肾动脉并促进神经调制装置和动脉的内腔表面之间的稳定接触之后，动脉的外膜中和周围的神经应当经由神经调制装置安全地调制。将热治疗有效地施加到肾动脉内不平凡地引起与此类治疗相关联的潜在临床并发症。例如，肾动脉的内膜和介质很容易受到热创口的侵害。如以下更详细讨论的，将血管腔与其动脉外膜分离的内膜中层厚度表示目标肾神经可以距离动脉的内腔表面几毫米。足够的能量应当被输送到目标肾神经或将热量从目标肾神经去除以在不将血管壁冷却或加热至壁冻结、干燥的程度，或以其他方式不潜在影响到不期望的程度的情况下调制目标肾神经。与过度加热相关联的潜在的临床并发症是由凝固通过动脉流动的血液引起的血栓形成。假定这种血栓可能导致肾梗塞，从而引起对肾脏的不可逆的创口，则应当谨慎应用在肾动脉内的热治疗。因此，在治疗期间在肾动脉中存在复杂的流体力学和热力学条件(特别是那些可能影响热传递动力学的条件)，对施加能量(例如，加热的热能)和/或从肾动脉内的组织去除热量(例如，冷却散热条件)可能是重要的。

由于治疗的位置也可能影响临床疗效，神经调制装置还应当被配置为允许在肾动脉内可调节地定位和重定位能量递送元件。例如，假定肾神经可围绕肾动脉轴向地间隔开，在肾动脉内施加全周治疗可能是吸引人的。在一些情况下，可能由连续圆周治疗造成的完整的圆创口可能与肾动脉狭窄潜在相关。因此，经由本文所描述的网格结构沿着肾动脉的纵向维度形成更复杂的创口和/或将神经调制装置重定位到多个治疗位置可能是满足需要的。然而，应当注意，产生圆周消融的益处可能胜过肾动脉狭窄的风险，或可通过某些实施例或在某些患者中减轻风险，并且产生圆周消融可能是目标。此外，可变的放置和重新放置神经调制装置可证明在肾动脉特别曲折或存在近端分支血管从肾动脉脱离、在某些具有挑战的位置中进行治疗的情况下是有用的。在肾动脉中的设备的操纵可应当考虑由设备在肾动脉上施加的机械损伤。例如通过插入、操纵、疏通弯曲等等的设备在动脉中的运动可导致夹层，穿孔，内膜剥脱，或破坏内部弹性薄层。

通过肾动脉的血流量可被暂时堵塞一段很短时间，并且具有最小或无并发症。然而，应当避免显著量的时间的堵塞，以防止对肾脏的损伤，诸如，局部缺血。避免完全阻塞可能是有利的，或如果堵塞是对实施例有利的，则限制阻塞的持续时间(例如，2-5分钟)是有利的。

基于以上所描述的挑战：(1)肾动脉介入，(2)治疗元件相对于血管壁一致且稳定的定位，(3)在血管壁上的治疗的有效的应用，(4)定位和可能重定位治疗装置以允许用于多个治疗位置，以及(5)避免或限制血流堵塞的持续时间，可能感兴趣的肾血管各种独立和从属属性包括，例如，(a)血管直径、血管长度、动脉内膜中层厚度、摩擦系数和曲折度；(b)扩张性、刚度和血管壁的弹性模量；(c)收缩期峰值、舒张末期血流速度、以及平均收缩压－舒张压峰值血流速度、和平均/最大体积的血液流速；(d)血液和/或血管壁的比热容、血液和/或容器壁的导热性、和/或流过血管壁治疗部位的血流和/或辐射传热的导热性；(e)通过呼吸、患者运动、和/或血流脉动性诱导的相对于主动脉的肾动脉运动；及(f)肾动脉相对于主动脉的射出角度。将关于肾动脉更详细地讨论这些性质。然而，取决于用于实现肾神经调制的装置、系统和方法，肾动脉的此类属性还可指导和/或约束设计性质。

如上所述，放置在主动脉内的装置应当符合动脉的几何形状。肾动脉血管直径DRA通常在约2-10mm的范围内，并且大多数患者群具有约4mm到约8mm的DRA和约6mm的平均值。在主动脉/肾动脉连接部处的它的口和它的远端分支之间的肾动脉血管长度LRA一般是约5-70mm的范围内，并且患者群的相当大部分在约20-50mm范围内。由于靶标肾丛嵌入在肾动脉的动脉外膜内，因此该复合动脉内膜中层厚度，IMT，(即从动脉的内腔表面到包含靶标神经结构的动脉外膜的径向向外距离)也是显著的，并且通常在约0.5-2.5mm的范围内，具有约1.5mm的平均值。虽然一定深度的治疗对于达到靶标神经纤维是重要的，但治疗不应当太深(例如，距离肾动脉的内壁>约5mm)，以避免诸如肾静脉之类的非靶标组织和解剖结构。

可能感兴趣的肾动脉的附加性质是由呼吸和/或血流量脉动性诱导的相对于主动脉的肾的运动程度。位于肾动脉的远端处的患者的肾脏可通过颅呼吸偏移移动多达4"。这可赋予连接主动脉和肾脏的肾动脉显著的运动，从而要求神经调制装置刚度和柔韧性的独特的平衡，以在呼吸的周期期间维持热处理元件与血管壁之间的接触。此外，肾动脉和主动脉之间的射出角度(takeoffangle)可在患者之间显著不同，并且例如由于肾脏运动还可在患者内动态地变化。射出角度一般可在约30度-135度的范围内。

附加的示例

以下示例说明本技术的若干实施例：

1.一种用于经由肾神经调制治疗人类患者的导管装置，该导管装置包括治疗组件，该治疗组件具有中心轴和沿着中心轴轴向间隔开的远端部分和近端部分，该治疗组件包括从近端部分延伸至远端部分的芯元件和设置在芯元件的至少一部分长度上的加热元件(例如，直接加热元件)。

2.根据示例1所述的导管装置，其中加热元件缠绕在芯元件的周围。

3.根据示例1或2所述的导管装置，其中加热元件包括电阻线。

4.根据示例1-3中任一个所述的导管装置，其中芯元件以预定几何形状定形。

5.根据示例1-4中任一个所述的导管装置，其中芯元件具有递送状态和扩张状态，其中扩张状态包括配置成毗邻血管壁定位加热元件以用于肾神经治疗的几何形状。

6.根据示例3所述的导管装置，其中电阻线缠绕在芯元件的全部或基本全部长度周围。

7.根据示例3所述的导管装置，其中电阻线缠绕在芯元件的预定长度周围。

8.根据示例1-7中任一个所述的导管装置，进一步包括温度传感器，该温度传感器被配置成测量加热元件的温度。

9.根据示例8所述的导管装置，进一步包括处理模块，其中处理模块被配置成基于从温度传感器接收的信号确定加热元件的温度并基于所确定的温度控制递送至加热元件的能量的量。

10.根据示例8或9所述的导管装置，其中加热元件包括卷绕在芯元件周围的电阻线，且其中温度传感器被配置成测量电阻线的温度。

11.根据示例1-10中任一个所述的导管装置，其中芯元件以螺旋形配置定形。

12.根据示例11所述的导管装置，其中芯元件被配置成以具有第一剖面的收缩状态被递送并被转换至具有第二剖面的扩张状态。

13.根据示例12所述的导管装置，其中第一剖面具有适合于将芯元件递送至肾动脉的第一直径以及第二剖面具有适合于将加热元件放置成与肾动脉的壁接触的第二直径。

14.根据示例12或13所述的导管装置，其中在收缩状态下，芯元件处于细长配置，且其中在扩张状态下，芯元件处于螺旋形配置。

15.根据示例14所述的导管装置，其中治疗组件进一步包括限定腔的主体，并且芯元件以收缩状态设置在腔内并被配置成从主体中的孔展开。

16.根据示例12所述的导管装置，其中治疗组件进一步包括沿着其中心轴的支撑构件，且其中在收缩状态下，芯元件以螺旋形配置缠绕在支撑构件周围，使得治疗组件的直径小于预期(intended)患者的肾动脉的内径。

17.根据示例12所述的导管装置，其中在扩张状态下，芯元件处于具有从其在收缩状态下的直径扩张的直径的螺旋配置。

18.根据示例1-17中任一个所述的导管装置，进一步包括第二芯元件，该第二芯元件具有设置在其上的加热元件，并且芯元件可以螺旋形配置定形。

19.一种用于神经调制治疗的装置，包括治疗组件，该治疗组件被配置成被递送至血管内的治疗部位；其中治疗组件包括加热元件(例如，直接加热元件)，该加热元件被配置成定位成与血管壁接触以将热量递送至血管壁。

20.根据示例19所述的装置，其中治疗组件进一步包括芯元件，该芯元件具有长度，并且加热元件设置在芯元件的至少一部分长度上。

21.根据示例19或20所述的装置，其中加热元件包括缠绕在芯元件的至少一部分长度周围的导线。

22.根据示例19所述的装置，其中治疗组件进一步包括芯元件，该芯元件具有长度，并且加热元件设置在芯元件的全部或基本全部长度上。

23.根据示例22所述的装置，其中加热元件包括缠绕在芯元件的全部或基本全部长度周围的导线。

24.根据示例19所述的装置，其中治疗组件进一步包括可充气球囊，并且加热元件包括设置在可充气球囊上的电阻加热元件。

25.根据示例24所述的装置，其中加热元件包括缠绕在球囊的表面周围的电阻线。

26.根据示例25所述的装置，进一步包括温度传感器，该温度传感器被配置成测量加热元件的温度。

27.根据示例24所述的装置，其中加热元件包括印刷在球囊的表面上的导电图案。

28.根据示例27所述的装置，进一步包括温度传感器，该温度传感器被配置成测量加热元件的温度。

29.根据示例24所述的装置，其中加热元件包括设置在球囊的表面上的陶瓷加热元件。

30.根据示例29所述的装置，进一步包括温度传感器，该温度传感器被配置成测量加热元件的温度。

31.一种用于通过施加加热进行神经调制的方法，包括：将治疗组件定位在患者的血管内，治疗组件包括加热元件(例如，直接加热元件)；从加热元件生成热量；以及经由施加由加热元件生成的热量对血管壁的受神经支配的组织进行神经调制。

32.根据示例31所述的方法，进一步包括：将治疗组件以第一状态定位在血管内和将治疗组件扩张至第二状态使得加热元件与血管的壁的内表面接触。

33.根据示例32所述的方法，其中治疗组件具有在第一状态下的第一直径和在第二状态下的第二直径，并且其中第一直径小于患者的血管内壁的直径且其中第二直径足够大以将加热元件放置成与血管的内壁接触。

34.根据示例31-33中任一个所述的方法，其中加热元件是电阻加热元件并且从加热元件生成热量包括将电流施加至电阻加热元件。

35.根据示例34所述的方法，其中施加电流包括施加足够的电流以使电阻加热元件达到预定温度。

36.根据示例34或35所述的方法，进一步包括：在治疗期间测量电阻加热元件的温度和调节施加至电阻加热元件的电流以实现期望温度。

37.根据示例31-36中任一个所述的方法，其中对组织进行神经调制包括至少部分地对组织进行去神经支配。

38.根据示例31-37中任一个所述的方法，进一步包括将加热元件维持在预定温度范围达一时间周期。

39.根据示例38所述的方法，其中基于所期望的神经调制的温度范围和量确定该时间周期。

40.根据示例38或39所述的方法，进一步包括在经过该时间周期之后降低加热元件的温度。

41.根据示例31-40中任一个所述的方法，其中从加热元件生成热量包括将能量递送至加热元件以使其温度升高至所确定的温度或在所确定的温度范围内的温度。

42.根据示例41所述的方法，进一步包括确定加热元件达到所确定的温度或温度范围的时间。

43.根据示例41或42所述的方法，进一步包括：测量加热元件处于所确定的温度或在温度范围内的时间的量，以及在该时间的量达到所确定的量时停止能量递送。

44.根据示例41或42所述的方法，进一步包括：确定神经调制将被执行的时间周期，以及在加热元件已处于所确定的温度或温度范围达所确定的时间周期时终止能量递送。

45.根据示例41或42所述的方法，进一步包括：如果加热元件的温度超过所确定的温度或温度范围，则降低或停止能量递送。

46.根据示例41或42所述的方法，进一步包括：如果加热元件的温度达到或超过预定的阈值，则降低或停止能量递送。

结论

虽然以上已描述本发明的各个实施例，但应当理解，它们仅通过示例而非限制的方式被呈现。同样地，各个图可描绘本发明的示例架构或其他配置，这样做以帮助在理解可包括在本发明中的特征和功能。本发明并不被限制于所示的示例架构或配置，但可使用各种替代的架构和配置来实现所期望的特征。实际上，将对本领域技术人员显而易见的是，如何能够实现替代的功能、逻辑或物理分区和配置以实现本发明的期望特征。同样，除本文描绘的那些模块名以外，可将多个不同的构成模块名应用于各个部分。另外，对于流程图、操作描述和方法权利要求，步骤在本文中出现的顺序不应要求以相同的顺序实现各个实施例以执行所列举的功能，除非上下文另外指明。

虽然以上就各种示例性实施例和实现描述了本发明，应当理解，在各个实施例中的一个或多个中描述的各种特征、方面和功能不限于它们对所描述的特定实施例的适用性，而是可单独地或以各种组合应用于本发明的其他实施例中的一个或多个，无论此类实施例是否被描述以及无论此类特征是否被表示为所描述的实施例的一部分。因此，本发明的广度和范围不应当通过上述的示例性实施例中的任一个限制。

除非另外指明，该文档中所使用的术语和词语及其变型不应被解释为与限制性相对的开放式的。作为前述的示例：术语“包括”应被解读为意指包括，但不限于等；术语“示例”用于提供所讨论的项目的示例性实例，而不是穷尽性的或限制性清单；术语“一”或“一个”应被解读为意指“至少一个”、“一个或多个”等；以及诸如“常规的”、“传统的”、“正常的”、“标准的”、“已知的”之类的形容词和类似含义的术语不应被解释为将描述的项目限制到给定的时间段或给定时间可以的项目，而是应被解读为包括可现在或在未来的任何时刻可用的或已知的常规的、传统的、正常的、或标准的技术。”同样地，其中本文档涉及将对本领域技术人员显而易见的技术，此类技术包含现在或在未来的任何时刻对本领域技术人员显而易见或已知的技术。

在某些实例中出现诸如“一个或多个”、“至少”、“但不限于”或其他类似短语之类的宽化单词或短语，不应被解读成意味着在可能没有这些宽化单词的实例中意旨或要求更窄的情况。使用术语“模块”并不意味着作为模块的一部分来描述或要求保护的组件或功能在共同封装中全都被配置。事实上，模块的各个部件中的任一个或全部，无论是控制逻辑还是其它组件，可以组合在单个包装中或单独地维持，并且可进一步被分布在多个分组或封装中或多个地点上。

另外，此处阐述的各个实施例按照示例性框图、流程图和其他示图来描述。在阅读本文档后将对本领域技术人员变得显而易见的是，可在不限制所示示例的情况下，实现所示的实施例及它们的各个替代方案。例如，框图及它们的所附描述不应当被解释为要求特定架构或配置。

Claims (46)

1.一种用于经由肾神经调制来治疗人类患者的导管装置，所述导管装置包括治疗组件，所述治疗组件具有中心轴和沿着中心轴轴向地间隔开的远端部分和近端部分，所述治疗组件包括从近端部分延伸至远端部分的芯元件和设置在芯元件的至少一部分长度上的直接加热元件。

2.根据权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述直接加热元件缠绕在芯元件的周围。

3.根据权利要求2所述的导管装置，其特征在于，所述直接加热元件包括电阻线。

4.根据权利要求2所述的导管装置，其特征在于，所述芯元件以预定几何形状定形。

5.根据权利要求2所述的导管装置，其特征在于，所述芯元件具有递送状态和扩张状态，其中扩张状态包括配置成毗邻血管壁定位所述直接加热元件以用于肾神经调制的几何形状。

6.根据权利要求3所述的导管装置，其特征在于，所述电阻线缠绕在芯元件的全部或基本全部长度周围。

7.根据权利要求3所述的导管装置，其特征在于，所述电阻线缠绕在芯元件的预定长度周围。

8.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，进一步包括温度传感器，所述温度传感器被配置成测量直接加热元件的温度。

9.根据权利要求8所述的导管装置，其特征在于，进一步包括处理模块，其中所述处理模块被配置成基于从温度传感器接收的信号确定直接加热元件的温度并基于所确定的温度控制递送至直接加热元件的能量的量。

10.根据权利要求8所述的导管装置，其特征在于，所述直接加热元件包括卷绕在芯元件周围的电阻线，且其中温度传感器被配置成测量电阻线的温度。

11.根据权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述芯元件以螺旋形配置定形。

12.根据权利要求11所述的导管装置，其特征在于，所述芯元件被配置成以具有第一剖面的收缩状态被递送并被转换至具有第二剖面的扩张状态。

13.根据权利要求12所述的导管装置，其中第一剖面具有适合于将芯元件递送至肾动脉的第一直径，并且第二剖面具有适合于将直接加热元件放置成与肾动脉的壁接触的第二直径。

14.根据权利要求12所述的导管装置，其特征在于，在收缩状态下，所述芯元件处于细长配置，且其中在扩张状态下，芯元件处于螺旋形配置。

15.根据权利要求14所述的导管装置，其特征在于，所述治疗组件进一步包括用于限定一腔的主体，并且所述芯元件以收缩状态设置在腔内并被配置成从主体中的孔展开。

16.根据权利要求12所述的导管装置，其特征在于，所述治疗组件进一步包括沿着其中心轴的支撑构件，且其中在收缩状态下，所述芯元件以螺旋形配置缠绕在支撑构件周围，使得治疗组件的直径小于预期的患者的肾动脉的内直径。

17.根据权利要求12所述的导管装置，其特征在于，在扩张状态下，所述芯元件处于具有从其在收缩状态下的直径扩张的直径的螺旋配置。

18.根据权利要求1所述的导管装置，其特征在于，进一步包括第二芯元件，所述第二芯元件具有设置在其上的第二直接加热元件，并且其中芯元件可以螺旋形配置定形。

19.一种用于神经调制治疗的装置，包括治疗组件，所述治疗组件被配置成被递送至血管内的治疗部位；其中治疗组件包括直接加热元件，所述直接加热元件被配置成定位成与血管壁接触以将热量递送至血管壁。

20.根据权利要求19所述的装置，其特征在于，所述治疗组件进一步包括芯元件，所述芯元件具有一长度，并且所述直接加热元件设置在芯元件的至少一部分长度上。

21.根据权利要求20所述的装置，其特征在于，所述直接加热元件包括缠绕在芯元件的至少一部分长度周围的导线。

22.根据权利要求19所述的装置，其特征在于，所述治疗组件进一步包括芯元件，所述芯元件具有一长度，并且所述直接加热元件设置在芯元件的全部或基本全部长度上。

23.根据权利要求22所述的装置，其特征在于，所述直接加热元件包括缠绕在芯元件的全部或基本全部长度周围的导线。

24.根据权利要求19所述的装置，其特征在于，所述治疗组件进一步包括可充气球囊，并且所述直接加热元件包括设置在可充气球囊上的电阻加热元件。

25.根据权利要求24所述的装置，其特征在于，所述直接加热元件包括缠绕在球囊的表面周围的电阻线。

26.根据权利要求25所述的装置，其特征在于，进一步包括温度传感器，所述温度传感器被配置成测量直接加热元件的温度。

27.根据权利要求24所述的装置，其特征在于，所述直接加热元件包括印刷在球囊的表面上的导电图案。

28.根据权利要求27所述的装置，其特征在于，进一步包括温度传感器，所述温度传感器被配置成测量直接加热元件的温度。

29.根据权利要求24所述的装置，其特征在于，所述直接加热元件包括设置在球囊的表面上的陶瓷加热元件。

30.根据权利要求29所述的装置，其特征在于，进一步包括温度传感器，所述温度传感器被配置成测量直接加热元件的温度。

31.一种用于通过施加热进行神经调制的方法，包括：将治疗组件定位在患者的血管内，所述治疗组件包括直接加热元件；从直接加热元件生成热量；以及通过施加由直接加热元件生成的热量对血管壁的受神经支配的组织进行神经调制。

32.根据权利要求31所述的方法，其特征在于，进一步包括：将治疗组件以第一状态定位在血管内；和将治疗组件扩张至第二状态，使得直接加热元件与血管壁的内表面接触。

33.根据权利要求32所述的方法，其特征在于，所述治疗组件具有在第一状态下的第一直径和在第二状态下的第二直径，并且其中所述第一直径小于患者的血管内壁的直径且其中所述第二直径足够大以将直接加热元件放置成与血管的内壁接触。

34.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述直接加热元件是电阻加热元件并且从直接加热元件生成热量包括将电流施加至电阻加热元件。

35.根据权利要求34所述的方法，其特征在于，施加电流包括施加足够的电流以使电阻加热元件达到预定温度。

36.根据权利要求34所述的方法，其特征在于，进一步包括：在治疗期间测量电阻加热元件的温度；和调节施加至电阻加热元件的电流以实现期望的温度。

37.根据权利要求31所述的方法，其特征在于，对组织进行神经调制包括至少部分地对组织进行去神经支配。

38.根据权利要求31所述的方法，其特征在于，进一步包括将直接加热元件维持在预定温度范围内达一时间周期。

39.根据权利要求38所述的方法，其特征在于，基于所期望的神经调制的温度范围和量确定所述时间周期。

40.根据权利要求38所述的方法，其特征在于，进一步包括在经过所述时间周期之后降低直接加热元件的温度。

41.根据权利要求31所述的方法，其特征在于，从直接加热元件生成热量包括将能量递送至直接加热元件以使其温度升高至所确定的温度或所确定的温度范围内的温度。

42.根据权利要求41所述的方法，其特征在于，进一步包括确定直接加热元件达到所确定的温度或温度范围的时间。

43.根据权利要求41所述的方法，其特征在于，进一步包括：测量直接加热元件处于所确定的温度或温度范围内的时间的量；以及在所述时间的量达到所确定的量时停止能量递送。

44.根据权利要求41所述的方法，其特征在于，进一步包括：确定神经调制将被执行的时间周期；以及在直接加热元件已处于所确定的温度或温度范围达所确定的时间周期时终止能量递送。

45.根据权利要求41所述的方法，其特征在于，进一步包括：如果直接加热元件的温度超过所确定的温度或温度范围，则降低或停止能量递送。

46.根据权利要求41所述的方法，进一步包括：如果直接加热元件的温度达到或超过预定的阈值，则降低或停止能量递送。