CN104287824A - 消融导管装置 - Google Patents

Abstract

一种消融导管装置，包括：空心导管主体；消融机构，包括可径向扩张和径向压缩的支撑组件、端头及多个调制单元，支撑组件设置在导管主体的远端与端头之间，调制单元设置在支撑组件上，端头具有轴向通孔；及控制机构，包括拉丝和固定在拉丝上的限位单元，拉丝同轴地活动穿过导管主体及通孔，端头设于支撑组件与限位单元之间，限位单元的外径大于通孔的孔径。该消融导管装置不但可选择经股动脉穿刺介入路径，也可选择更具优势的经桡动脉穿刺介入路径，而且对于一些弯曲复杂的动脉血管，该消融导管装置能降低在血管内调整及移动定位的困难度，从而尽量避免对血管造成损伤，提升消融效果。

Description

消融导管装置

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，尤其涉及一种消融导管装置。

背景技术

高血压是常见的慢性病，在其形成机制中，肾素-血管紧张素-醛固酮系统(Renin Angiotensin Aldosterone System,RAAS)作为重要的血压调控系统起到关键作用，其通过对心脏、血管、肾脏的调节维持机体水、电解质及血压的平衡。研究证实，RAAS通过以下三个途径引起高血压：(1)RAAS激活引起钠潴留；(2)RAAS激活可以增加交感神经系统活性；(3)RAAS激活可以直接收缩血管。其中，肾动脉交感神经对于诱发和保持系统性高血压起着决定性作用，其过度活跃使得高血压得以维持。

经导管肾动脉交感神经消融术(RDN)是针对肾动脉交感神经的消融策略，其典型的作用方式是经导管将调制单元，如电极、超声换能器、药物等输送到患者身体的肾动脉血管内，并通过这些调制单元对肾动脉血管施放能量，如电能、声能、热能等，以达到消融肾动脉血管壁内的肾交感神经而降低患者血压的目的。

现有技术中，射频消融导管通常仅设有单个调制单元，如导管主体远端安装一个电极，利用手柄控制使导管主体远端弯曲，使该电极贴紧血管内壁，并与体表的中性电极板形成电路回路，从而进行肾交感神经消融。此方式简单，所需配合使用的指引导管(或鞘管)尺寸较小。但电极紧贴血管内壁不稳定，随着血管的搏动，电极会产生与血管壁分离的现象。而且，阻断肾交感神经需要在血管内壁多处进行消融，使用过程中需要多次调整电极位置，增加了病人的手术时间，也极容易产生同一靶点重复消融，而造成血管壁严重的损伤。

为此，目前通过设置多个调制单元来克服上述问题。在消融过程中，利用手柄控制使设有调制单元的部件膨胀，这种方式保证了每一个电极(调制单元)都能与肾动脉血管壁稳定贴壁，减少了电极位置调整的次数，也减少了病人手术时间。然而，设有电极的可膨胀结构使得导管主体远端尺寸相对于单电极结构明显增大，消融导管需要配合较大尺寸的指引导管或输送鞘管使用，例如6F(1mm＝3F)以上的鞘管，而不能在6F及以下尺寸的指引导管或输送鞘管中输送；另一方面，上述结构增加了导管主体远端的刚度，容易造成导管主体远端在进出指引导管或输送鞘管及输送过程的操作困难。

众所周知，6F以上的输送鞘管难以经桡动脉介入使用，往往选择经股动脉介入使用。相比于股动脉穿刺，桡动脉穿刺具有更轻微的血管穿刺点创伤及穿刺点并发症；另一方面，桡动脉穿刺具有更短的术后护理时间。同时，对于双侧股髋动脉畸形、过度肥胖股动脉穿刺困难不易止血者、心功能不全与有腰椎病变不能长时间平卧者、有下肢深静脉血栓或有肺栓塞病史者而言，并不适合行股动脉穿刺术，应考虑行桡动脉穿刺术。

另外，由血管的解剖结构可以知道，肾动脉血管形态各不相同，有的血管较为平直，而有的血管较为弯曲复杂。对于较为平直的肾动脉血管，手术过程中该导管主体远端在血管内可顺利进行调整、移动；而对于较为弯曲复杂的肾动脉血管，手术过程中因导管主体远端的尺寸和刚度均较大等原因，易造成该导管主体远端在肾动脉血管内的调整及移动定位困难，从而难于完成消融或损伤患者血管内壁。

发明内容

基于此，有必要提供一种消融导管装置，利用其手术时不但可选择经股动脉穿刺介入路径，也可选择更具优势的经桡动脉穿刺介入路径，而且对于一些弯曲复杂的动脉血管，例如肾动脉血管，该消融导管装置能降低在血管内调整及移动定位的困难度，从而避免对血管造成损伤以及提升消融效果。

一种消融导管装置，包括：

空心导管主体；

消融机构，包括可径向扩张和径向压缩的支撑组件、端头及多个调制单元，所述支撑组件设置在所述导管主体的远端与所述端头之间，所述多个调制单元设置在所述支撑组件上，所述端头具有轴向通孔；以及

控制机构，包括拉丝和固定在所述拉丝上的限位单元，所述拉丝同轴地活动穿过所述导管主体及所述通孔，所述端头设于所述支撑组件与所述限位单元之间，所述限位单元的外径大于所述通孔的孔径。

在其中一个实施例中，所述支撑组件包括多个相互隔开的弹性支撑杆，所述支撑杆的近端均与所述导管主体的远端连接，所述支撑杆的远端均与所述端头连接。

在其中一个实施例中，所述支撑杆包括与所述导管主体近似平行的顶部、两个相对所述导管主体倾斜的倾斜部、以及两个弯折部；所述调制单元设于所述顶部；两个所述倾斜部分别设于所述顶部的两侧，并分别连接所述导管本体和所述端头；两个所述弯折部分别连接所述顶部与两个所述倾斜部；所述弯折部的刚度小于所述顶部的刚度和所述倾斜部的刚度。

在其中一个实施例中，所述顶部垂直于所述导管主体长度方向的截面为弧形。

在其中一个实施例中，多个所述支撑杆的顶部在垂直于所述导管主体长度方向截面上配合形成近似圆环；所述拉丝活动地穿过所述圆环。

在其中一个实施例中，在垂直于所述导管主体长度方向的截面上，所述顶部的宽度最大，所述倾斜部的宽度最小，所述弯折部的宽度从所述顶部到所述倾斜部逐渐变窄。

在其中一个实施例中，所述顶部包覆绝缘层，所述调制单元设置在所述绝缘层外表面上。

在其中一个实施例中，所述端头包括轴向设置的、容置所述支撑杆的远端的槽。

在其中一个实施例中，所述拉丝为金属细丝，且包括柔性远端；所述柔性远端包括缠绕的弹簧或者聚合物护套。

在其中一个实施例中，所述消融导管装置还包括设置在所述导管主体的近端的手柄，所述手柄操控所述拉丝轴向运动。

与现有技术中的消融导管装置相比，本发明提供的消融导管装置采用拉丝和限位单元与端头配合即可实现支撑组件的径向扩张与径向压缩，结构简单，操作易行，无需其它复杂的机械扩张与压缩结构；且拉丝为细长软性结构，占用空间小，对支撑组件自身的结构大小基本无影响，因此只要选择合适尺寸的材料经机械加工成型成支撑组件，该支撑组件即能够在6F或尺寸更小的指引导管中顺畅进出及输送，从而实现消融导管装置既能经股动脉穿刺介入治疗，也能经桡动脉穿刺介入治疗。再者，其控制机构中的拉丝柔软，且长度可根据需要选择设置，因此该拉丝可直接用作导丝在肾动脉血管中建立输送路径，尤其适合在一些弯曲复杂的血管中移动，降低了该消融导管装置在血管内调整及移动定位的困难度，尽量避免输送过程对血管造成的损伤以及提升了消融效果。

附图说明

图1A为本发明消融导管装置的结构示意图；

图1B为本发明消融导管装置另一状态的结构示意图；

图2为消融导管装置中位于导管本体远端的支撑组件结构示意图；

图3A为消融导管装置中的支撑杆的正视结构示意图；

图3B为消融导管装置中的支撑杆的俯视结构示意图；

图3C为消融导管装置中的支撑杆的截面示意图；

图3D为消融导管装置中的支撑杆结合电极与绝缘层的截面示意图；

图4A为消融导管装置中位于支撑组件远端的端头的侧视示意图；

图4B为消融导管装置中位于支撑组件远端的端头的剖视示意图；

图5为消融导管装置中的端头与支撑组件装配结构示意图；

图6为消融导管装置中的拉丝结构示意图；

图7为消融导管装置中的支撑组件压缩状态的截面示意图；

图8A、8B、8C为消融导管装置在弯曲复杂血管中使用的情况示意图；

图9A、9B、9C为消融导管装置中的拉丝在对侧肾动脉血管中使用的情况示意图。

具体实施方式

为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似改进，因此本发明不受下面公开的具体实施的限制。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。在介入领域，通常将相对操作者近的一端称为近端，相对操作者远的一端称为远端。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

图1A示出了本发明所揭示的消融导管装置100的结构示意图。消融导管装置100(以下简称导管100)包括导管主体102、消融机构103、以及控制机构105。

其中导管主体102呈细长管状，从近端到远端沿轴向延伸，其内空心以形成一轴向内腔。消融机构103包括可径向扩张和径向压缩的支撑组件110、端头120和多个调制单元。支撑组件110包括多个弹性支撑杆112、113，多个支撑杆112、113的近端均与导管主体102连接，远端与端头120连接。所述端头120具有一个轴向设置的通孔122(图4A、图4B)。调制单元(图示实施例中以电极115、116为例)分别布置在支撑杆112和支撑杆113上，其通过导管主体102内部的导线(未示出)、位于导管主体102近端的手柄101上的连接器(未示出)、以及连接线缆(未示出)连接到能量发生器(未示出)。当能量发生器发出射频能量时，位于血管内的电极115、116与体表电极(未示出，该体表电极为中性电极板，通常放置在患者体表，如背部或大腿处)将形成电路回路，在上述两电极间形成电场作用于该两电极间的组织，并产生热效应而消融上述组织。

控制机构105包括拉丝104和固定设于拉丝104上的限位单元118。拉丝104轴向上活动穿过导管主体102的内腔、以及端头120的通孔122，限位单元118相对端头120设于远端，该限位单元118的外径略大于端头120的通孔122的孔径。手柄101具有操控拉丝104、导管主体102轴向移动的驱动机构及操控机构等构件(未示出)。

使用时，医生通过血管穿刺点建立输送路径，将导管100的支撑组件110经输送路径推送至患者的目标血管内，通过手柄101操作拉丝104向近端移动，如图1B中箭头所示，所述限位单元118将抵挡在端头120的远端处而使拉丝104相对于支撑组件110的远端不能继续移动，继续操作拉丝104向近端移动，因限位单元118此时抵靠在端头120的远端，该拉力传递至各支撑杆112、113使其弹性弯曲，从而支撑组件110形成膨胀结构，如图1B所示。支撑杆112、113上的电极115、116将贴靠血管壁并传送能量给该血管壁组织。特别地，当目标血管形态弯曲复杂时，医生建立输送路径后，很难直接经输送路径将导管100的支撑组件110推送至目标血管内，此时，医生可通过手柄101操作控制机构105使拉丝104向远端移动，拉丝104首先进入目标血管且继续向前移动一段距离后，医生再将支撑组件110沿拉丝104推送至目标血管内并通过后续操作完成消融。

图2示出了导管100远端的消融机构103的更多细节的结构。消融机构103包括支撑杆112、支撑杆113、电极115、电极116、端头120、及包裹在支撑杆112和113上的绝缘层201、绝缘层202。

支撑杆112和支撑杆113在形状及结构上完全相同且轴对称分布，近似为拱形，它们的远端分别连接于端头120内(端头见图4A、图4B及下文中的具体描述)，而近端则连接于导管主体102。支撑组件110的每一根支撑杆都包括一个与导管主体近似平行的顶部、两个相对上述导管主体倾斜的倾斜部、以及两个弯折部，两个倾斜部分别设于顶部的两侧，并分别连接导管本体和端头；两个弯折部分别连接顶部与两个倾斜部；弯折部的刚度小于顶部的刚度和倾斜部的刚度。

例如，支撑杆112包括顶部203、倾斜部204、倾斜部205、弯折部206、弯折部207。同样的，支撑杆113也包括顶部303、倾斜部304、倾斜部305、弯折部306、弯折部307。电极115和电极116分别布置在支撑组件110的两个顶部的表面，且电极和支撑杆的顶部之间具有绝缘层201和绝缘层202，以使消融过程中电极与支撑杆之间电绝缘，所述绝缘层材料为PET、Pebax、PTFE、派瑞林或硅胶等，所述电极材料为黄金、铂依等。

支撑杆112、113具有弹性，可在外力下弯折，如支撑杆为镍钛材料，支撑组件110通过自弹性及手柄101的作用，其整体形状随着支撑杆112、113的形状变化而变化，以达到径向扩张或径向压缩的效果。支撑组件110的形状可根据目标血管的尺寸进行调整，当目标血管尺寸适中或较小时，支撑组件110不必膨胀到其最大膨胀尺寸就可使电极贴住血管壁，当目标血管较大时，此时支撑组件110将膨胀到最大径向尺寸以使电极能够稳定贴住血管壁。因此，可通过控制支撑组件110的径向膨胀幅度来适应各种尺寸的目标血管，以达到最佳消融效果。

支撑组件110的弹性性能来自于其组成构件支撑杆112和支撑杆113，图3A和图3B示出了支撑杆112的结构的更多细节，因支撑杆112和支撑杆113结构上相同，支撑杆113与支撑杆112具有相同的特征。

一般地，支撑杆采用管件材料经机械加工，再经过成型，形成符合支撑组件性能要求的结构，如上述管件材料为超弹性镍钛材料。如图3A及图3B所示，图3A为正视图，图3B为俯视图，支撑杆112包括顶部203、倾斜部204、倾斜部205、弯折部206、弯折部207，支撑杆112的顶部203相对于倾斜部204、倾斜部205和弯折部206、弯折部207较宽，且是支撑杆112上最宽的部位，顶部203具有一定长度以使电极全部包覆在顶部203表面，支撑杆112弯折部206、207的宽度从顶部203到倾斜部204、205逐渐变窄。可以理解，上述所称“宽”或者“宽度”是指，在垂直于所述导管主体102长度方向(亦即轴向方向)的截面上，支撑杆112的各部位的延伸尺寸。

支撑杆112弯折部206、207的刚度相对于支撑杆112顶部203和倾斜部204、205的刚度要小，如通过切割、打磨、抛光等方式来改变弯折部206、207的宽度和厚度，从而实现弯折部206、207的刚度小于顶部203和倾斜部204、205的刚度。因此，支撑杆112通过自弹性及手柄101控制构件的作用，使得弯折部206、207产生弯曲变形，如图3B所示。图3C示出了支撑杆112顶部203的垂直于所述导管主体102长度方向的截面结构，支撑杆112顶部203的截面形状为弧形，包括外弧208和内弧209。因支撑杆112采用管件经机械加工制成，可认为支撑杆112的每一处的截面形状都为弧形。当顶部203表面布置绝缘层201和电极115时，因绝缘层201和电极115的厚度非常薄，此时的顶部203(包括绝缘层和电极)依然是一个弧形结构，如图3D所示。

图4A和图4B示出了位于支撑组件110的远端的端头120的结构。图4A为端头120从近端看过去的正视图，图4B为端头120轴向截面图。如图所示，端头120为一个两端倒角的圆柱体，其具有一个通孔122、槽124及槽126，通孔122轴向贯穿于端头120整体，通孔122的内径略大于拉丝104的外径、但小于拉丝104远端的限位单元118的外径，以使拉丝104主体经端头120的通孔122穿过支撑组件110、导管主体102及手柄101，而限位单元118不能通过端头120的通孔122。槽124与槽126对称分布于端头120的通孔122外围的周向上，槽124和槽126的开口形状与支撑杆112倾斜部204、205的截面形状相同均为弧形，槽124和槽126具有一定的宽度和深度，如槽的尺寸大于支撑杆的倾斜部截面尺寸，以使支撑杆112和支撑杆113能够分别插入槽124和槽126，并通过胶粘、焊接等方式固定，以使支撑组件110与端头120固定连接，如图5所示。

在本实施例中，支撑杆112和支撑杆113的远端是经管件切割分开的，在另一个未示出的实施例的中，支撑杆112和支撑杆113的近端或远端也可以是闭合的，互相连接在一起。

图6中示出了拉丝104的结构，其呈细长状，其材料为金属，如镍钛丝、不锈钢丝。拉丝104包括拉丝主体132和柔性远端131，该柔性远端131包括缠绕的弹簧或聚合物护套，该聚合物护套可以是PTFE涂层，以使当医生操作手柄101推送拉丝104向远端移动时，拉丝104能够进入目标血管，特别地，能够轻易的在一些弯曲复杂的目标血管中继续移动。

拉丝主体132的外径小于端头120的通孔122内径，如图5所示，以使拉丝主体132能够穿过端头120和导管主体102到达手柄101，并能够在导管主体102的内腔移动和旋转。拉丝104上固定设置的限位单元118的外径大于端头120的通孔122的内径，以使当医生操作手柄101使拉丝104向近端移动至限位单元118抵靠端头120而不能相对于端头120继续移动，再继续使拉丝104向近端移动，因操作拉丝104向近端的力和限位单元118遇到端头120的阻力，将使支撑组件110的弯折部产生弯曲变形，而使支撑组件110径向膨胀，进而电极贴壁。所述限位单元118材料为金属或塑料，其形状为圆形、椭圆、或能够满足上述要求的任意形状等。

当导管100的支撑组件110在指引导管内输送时，支撑组件110被压缩成细长管状，如图7所示。支撑杆112和支撑杆113优选来自同一管件对称分布的两部分，其在支撑组件110中的布置方式也是对称分布，当支撑杆顶部布置有绝缘层和电极时，因绝缘层和电极的厚度非常薄，此时，支撑杆的顶部仍然为弧形结构，如图3D所示。当支撑组件被压缩成细长管状，分别布置有电极和绝缘层的支撑杆112和支撑杆113的两个顶部在截面上形成了一个近似的圆环，例如部分缺损的圆环，该圆环的外径略大于用于机械加工成支撑杆的管件的外径，其内径略小于上述管件的内径。

如用于切割的管件外径为1.2mm、内径为0.8mm，电极和绝缘层紧密贴在一起的厚度为0.1mm时，支撑组件110压缩后形成的管状结构的外径为1.4mm、内径为0.6mm，即两个顶部的截面形成的缺损的圆环的内径为0.6mm，当选用的拉丝104外径为0.3mm时，其外径小于上述圆环的内径，该种尺寸的拉丝104在压缩状态下的支撑组件110内始终处于自由活动的状态。因此，拉丝104并不增大压缩状态下的支撑组件110的整体尺寸，即压缩后的支撑组件110的外径仍然为1.4mm，该外径小于6F(2mm)的指引导管的内径(1.78mm)。所以，上述尺寸下的本发明消融导管装置能够在6F的指引导管中顺畅进出及输送。本发明消融导管的尺寸包含且不限于上述尺寸。因此，选择合适尺寸的管件，经机械加工成型成支撑杆，并布上电极和绝缘层制作成支撑组件110，该支撑组件110能够在6F或更小的指引导管中顺畅进出及输送，从而实现导管100既能经股动脉穿刺介入治疗，也能经桡动脉穿刺介入治疗。

图8A、8B、8C显示了导管远端的支撑组件在弯曲复杂的血管内的使用情况。以股动脉穿刺介入为例，如图8A所示，医生首先在患者的大腿股动脉处开一个小切口，将导丝经穿刺鞘送入到股动脉内，在血管造影术辅助下，将导丝推送至腹主动脉10内，并继续推送至肾动脉12内；然后将指引导管16沿导丝推送到肾动脉12的入口处，抽出导丝；再将导管100推送进指引导管16，并将导管100的支撑组件110推出指引导管16进入到肾动脉的近端。此时，支撑组件110距离靶点位置A还有一定距离，而肾动脉12从其入口处到靶点位置A之间的这一段血管是弯曲复杂的，若医生在体外直接推送导管100，很难将支撑组件110推送到离肾动脉12入口较远处的靶点位置A，另外也容易损伤肾动脉血管。此时，医生可利用导管100的拉丝104来建立这一弯曲复杂血管的输送路径，如图8B所示，医生先向靶点位置A的方向推送拉丝104，因拉丝104远端柔软细长，拉丝104将很顺利的被推送到达靶点位置A，将拉丝104继续向前推送一段距离，此时，医生已完全建立好从肾动脉12入口到靶点位置A的输送路径。最后，医生可沿拉丝104将支撑组件110顺利的推送到靶点位置A，如图8C所示。一旦支撑组件110到达靶点位置A后，医生通过手柄101操作拉丝104向近端移动，限位单元118将抵挡在端头120的远端而使拉丝104相对于支撑组件110、端头120不能继续移动，继续操作拉丝104向近端移动，因限位单元118的抵靠，该拉力传递至各支撑杆112、113使其弹性弯曲，从而支撑组件110形成膨胀结构，支撑杆上的电极将贴靠靶点位置A的血管壁并传送能量给该血管壁组织，从而完成对弯曲复杂的肾动脉血管外壁的肾神经射频消融。

当患者一侧的肾动脉神经完成消融后，医生需要将导管100撤回到指引导管16内，并将指引导管16撤回到腹主动脉10内，在血管造影技术的辅助下，将指引导管16旋转到患者另一侧的肾动脉14内，对于一些肾动脉14与腹主动脉10夹角较理想的患者，医生很容易就能将指引导管16旋转到对侧肾动脉14内，但对于一些肾动脉与腹主动脉夹角不理想的患者，医生很难直接旋转指引导管16到肾动脉14内，即使指引导管16进入到对侧肾动脉14内，也可能存在这样的一种情况：因肾动脉和腹主动脉夹角不理想，导管100被推出指引导管16后，其触碰到肾动脉血管壁后，受肾动脉血管壁的反作用力，使指引导管16回弹到腹主动脉10内，而导管100无法继续向前推送。这种情况下，医生就需要将指引导管16和导管100全部撤出患者体外，重新利用导丝建立该侧肾动脉的输送路径，这增加患者的手术时间，也给医生手术操作带来不便。而本发明的导管100内的拉丝104可代替上述导丝实现建立输送路径的目的，具体使用情况如图9A、9B、9C所示。

在图9A中，当医生完成患者一侧肾动脉神经消融后，将导管100撤回到指引导管16内，再将指引导管16撤回到腹主动脉10，此时，医生操作手柄101将拉丝104推出指引导管16，在血管造影技术下，医生继续推送拉丝104，因拉丝104远端细长柔软，拉丝104将很顺利的进入到对侧肾动脉14内，此时，医生已建立好从腹主动脉10到肾动脉14的输送路径，然后医生可将指引导管16沿拉丝104推送到肾动脉14内，如图9B所示，再将导管100推出指引导管16进入肾动脉14内。或者医生也可直接推送支撑组件110进入到肾动脉14内，而指引导管16仍然留在腹主动脉10内，如图9C所示，最后医生通过后续操作完成肾动脉神经射频消融。

本发明的消融导管装置，一方面，由于导管远端支撑组件的两根支撑杆经管材切割而成，其截面为弧状结构，当支撑组件在鞘管中压缩后，两支撑杆会形成一个类似管状结构，而包覆在支撑杆表面的电极的壁厚非常薄，基本不增加支撑组件的尺寸，当选择管径小于1.78mm(6F指引导管的内径)的管材用于切割支撑杆时，此支撑杆及电极组成的支撑组件能够在6F的指引导管中输送，因此，本发明的消融导管装置既能经股动脉穿刺介入路径行肾动脉交感神经射频消融，也能经桡动脉穿刺介入路径行肾动脉交感神经射频消融，为不能进行股动脉穿刺介入治疗的患者带来帮助；另一方面，本发明的消融导管装置具有一根拉丝，该拉丝远端柔软细长，与限位单元配合以控制支撑组件的径向扩张和径向压缩，无需其它复杂的机械结构来控制支撑组件，从而不会对支撑组件的结构大小产生影响，确保支撑组件可适用于6F及更小尺寸的鞘管，同时该拉丝还能够进入弯曲复杂的肾动脉血管内以直接建立输送路径，导管远端的支撑组件也能沿着该拉丝进入其他消融导管不能进入的弯曲复杂的肾动脉血管行肾动脉交感神经射频消融，为具有弯曲复杂的肾动脉血管患者带来帮助。

与现有技术相比，本发明具有如下明显优势：

(1)仅采用拉丝和限位单元配合控制支撑组件，无其它复杂机械结构，因此易于操作，且简化了制备工艺；同时，拉丝较细，穿过支撑组件围合形成的空间后没有增加支撑组件的整体尺寸，因此本发明的消融导管装置可适用于6F及更小尺寸的鞘管。

(2)优选地，支撑杆上设有电极的顶部为弧形，各个弧形配合形成近似管状，拉丝可从该管状结构的内腔中穿过，不会对收缩在鞘管内的支撑结构产生影响，进一步确保本发明的消融导管装置可适用于6F及以下的鞘管。

(3)当导管输送到靶点血管内后，可控制拉丝直接作为导丝在血管内建立路径，即使血管形态复杂弯曲，也可以将导管顺利推送至靶点位。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (10)

1.一种消融导管装置，包括：

空心导管主体；

消融机构，包括可径向扩张和径向压缩的支撑组件、端头及多个调制单元，所述支撑组件设置在所述导管主体的远端与所述端头之间，所述多个调制单元设置在所述支撑组件上，所述端头具有轴向通孔；以及

控制机构，包括拉丝和固定在所述拉丝上的限位单元，所述拉丝同轴地活动穿过所述导管主体及所述通孔，所述端头设于所述支撑组件与所述限位单元之间，所述限位单元的外径大于所述通孔的孔径。

2.根据权利要求1所述的消融导管装置，其特征在于，所述支撑组件包括多个相互隔开的弹性支撑杆，所述支撑杆的近端均与所述导管主体的远端连接，所述支撑杆的远端均与所述端头连接。

3.根据权利要求2所述的消融导管装置，其特征在于，所述支撑杆包括与所述导管主体近似平行的顶部、两个相对所述导管主体倾斜的倾斜部、以及两个弯折部；所述调制单元设于所述顶部；两个所述倾斜部分别设于所述顶部的两侧，并分别连接所述导管本体和所述端头；两个所述弯折部分别连接所述顶部与两个所述倾斜部；所述弯折部的刚度小于所述顶部的刚度和所述倾斜部的刚度。

4.根据权利要求3所述的消融导管装置，其特征在于，所述顶部垂直于所述导管主体长度方向的截面为弧形。

5.根据权利要求4所述的消融导管装置，其特征在于，多个所述支撑杆的顶部在垂直于所述导管主体长度方向截面上配合形成近似圆环；所述拉丝活动地穿过所述圆环。

6.根据权利要求3所述的消融导管装置，其特征在于，在垂直于所述导管主体长度方向的截面上，所述顶部的宽度最大，所述倾斜部的宽度最小，所述弯折部的宽度从所述顶部到所述倾斜部逐渐变窄。

7.根据权利要求3所述的消融导管装置，其特征在于，所述顶部包覆绝缘层，所述调制单元设置在所述绝缘层外表面上。

8.根据权利要求2所述的消融导管装置，其特征在于，所述端头包括轴向设置的、容置所述支撑杆的远端的槽。

9.根据权利要求1所述的消融导管装置，其特征在于，所述拉丝为金属细丝，且包括柔性远端；所述柔性远端包括缠绕的弹簧或者聚合物护套。

10.根据权利要求1-9项中任意一项所述的消融导管装置，其特征在于，所述消融导管装置还包括设置在所述导管主体的近端的手柄，所述手柄操控所述拉丝轴向运动。