CN105361943B - 一种用于调节神经的导管装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种用于调节神经的导管装置，包括调节组件与输送部件，调节组件包括多个电极与承载部件，电极用于将调节能量传递到神经，承载部件用于承载电极；输送部件用于将调节组件输送到需要调节的神经的位置；承载部件具有第一形状和第二形状，在第一形状下适于在血管中移动，在第二形状下至少一个电极能够将调节能量传递到神经的位置；输送部件包括第一输送部和第二输送部，第一输送部的近端设置一快速交换口，导引导丝的一端从承载部件的远端穿入导管装置，从快速交换口穿出导管装置，导管装置被设置为：当导引导丝被穿入调节组件，处于第一形状，当导引导丝被抽离调节组件，处于第二形状。多个电极同时释放能量，也可以单独控制释放能量；对承载部件表面进行切割，便于改变承载部件的形状。

Description

一种用于调节神经的导管装置

技术领域

本发明涉及电外科，尤其涉及一种用于调节神经的导管装置。

背景技术

顽固性高血压，即使用3种或以上药物(都已经使用一个利尿剂)仍然难以控制的高血压(sBP≥160mmHg)，在临床上较常见，其致病因素众多，发病机制不明确，药物治疗效果很差，诊断和治疗技术仍不够成熟，成为高血压治疗的重大难题之一。

最新的动物及临床实验数据证明对肾神经的调节(例如去交感神经)可以显著持久地减低顽固性高血压，例如最近发展出的肾动脉射频消融术。肾动脉射频消融术是一种通过将电极导管经血管送入肾动脉内特定部位，释放射频电流导致肾动脉交感神经局部凝固性坏死，达到去神经的介入性技术。射频电流损伤范围小，不会造成机体危害，因此肾动脉射频消融术已经成为一种有效的去除肾动脉交感神经的方法。

另外，对肾神经的调节被证明对多种与肾脏相关的疾病有一定效果，特别是肾交感神经过度活化导致的相关疾病。例如，充血性心力衰竭(CHF)可以导致异常高的肾交感神经活化，从而导致从身体除去的水和钠的减少，并增加肾素的分泌。增加的肾素分泌导致肾血管收缩，引起肾血流量的降低。从而，肾对于心力衰竭的反应可以使心力衰竭病症的螺旋下降延长。

尽管相关文献或专利中有报道用于调节肾动脉交感神经的相关器械，但目前现有的器械具有操作不便、制作成本高或效率低下等缺陷。

鉴于此，本发明提供一种新的用于调节神经的装置。

发明内容

本发明的目的是提供一种操作便利的用于调节神经而治疗相关疾病的装置。

本发明提供一种用于调节神经的导管装置，

包括调节组件与输送部件，

所述调节组件被设置为调节神经，包括承载部件与多个电极，所述多个电极被设置为将调节能量传递到神经，所述承载部件被设置为承载多个电极，所述承载部件为管状；

所述输送部件被设置为将调节组件输送到神经的位置，所述输送部件为管状，所述输送部件包括第一输送部；

所述承载部件具有第一形状和第二形状，在所述第一形状下，所述调节组件被设置为适于在血管中移动；在所述第二形状下，所述调节组件被设置为至少一个电极能够将调节能量传递到神经；

其特征在于，所述第一输送部的近端设置一开口，导引导丝的一端从所述承载部件的远端穿入所述导管装置，从所述开口穿出所述导管装置，所述导管装置被设置为：当所述导引导丝被穿入所述调节组件，所述承载部件处于第一形状，当所述导引导丝被抽离所述调节组件，所述承载部件处于第二形状。

这里所说的开口为快速交换口。

优选地，所述承载部件的第一形状为直的或近似直的。

优选地，所述承载部件的第二形状为螺旋形或者近似螺旋形。

优选地，所述螺旋形的直径为4-14mm。

优选地，所述承载部件为预成形的螺旋结构。

优选地，所述电极单独控制释放能量，所述电极单独控制释放能量指的是电极中的一个是否释放调节能量，与电极中的其他电极无关。

优选地，所述电极同时释放能量。

优选地，所述电极为环形，套设于承载部件。

优选地，所述电极的数目为2-6个。

优选地，所述电极的数目为5个。

优选地，当所述承载部件处于第二形状时，相邻的所述电极在血管轴向上的距离为4-15mm。

优选地，所述电极采用铂铱合金制作。

优选地，所述电极使用胶水粘结于承载部件。

优选地，所述电极套设在所述承载部件上。

优选地，所述胶水为UV固化胶或环氧树脂胶或其他粘结剂。

优选地，所述导线焊接于电极的内表面。

优选地，所述承载部件的远端设置有用于减少或避免血管壁损伤的保护部件。

优选地，所述保护部件为软头，软头中间具有开口。

优选地，所述软头采用弹性材料制作。

优选地，所述弹性材料为橡胶、硅胶或热塑性弹性体。

优选地，所述软头的长度为3-15mm，最大直径小于1.33mm。

优选地，所述第一输送部与所述承载部件是一体的。

优选地，所述第一输送部的远端与所述承载部件近端相连。

优选地，所述第一输送部和所述承载部件的外径为0.55-1.50mm。

优选地，输送部件还包括第二输送部，所述第一输送部的近端与所述第二输送部的远端相连。

优选地，所述第二输送部内部设置有控制线和输送调节能量的导线，所述导线的数目与所述电极的数目相同；所述控制线采用金属或高分子材料制成，所述金属包括NiTi或不锈钢材料；所述控制线的直径在0.10～0.50mm之间。

优选地，所述第二输送部的外壁沿径向向外依次为NiTi管层和绝缘层，所述NiTi管层由NiTi合金制成，所述绝缘层通过热缩高分子材料形成，所述高分子材料为PET、FEP或PTFE。

优选地，所述承载部件为具有空腔的管状结构，所述承载部件由NiTi或不锈钢材料制成；所述空腔使所述管状结构具有内壁和外壁，所述内壁和所述外壁之间设置有控制线和输送调节能量的导线，所述控制线的外壁具有通过热缩形成的绝缘层，所述绝缘层为PTFE或FEP；所述控制线具有预成形的螺旋结构，从而使所述承载部件具有预成形的螺旋结构。

优选地，所述承载部件为具有空腔的管状结构，所述空腔使所述管状结构具有内壁和外壁，所述内壁和所述外壁之间设置有输送调节能量的导线。

优选地，所述承载部件和所述第一输送部为具有空腔的管状结构，所述管状结构具有内壁和外壁。

优选地，所述外壁为高分子材料，所述外壁的厚度为0.05～0.15mm。

优选地，高分子材料为TPU或Pebax。

优选地，所述空腔的数量为一个，所述空腔的内径为0.4～0.6mm；所述空腔使所述管状结构具有所述内壁，所述内壁为PA12，所述内壁厚度为0.07～0.2mm；所述空腔用于承载所述导引导丝。

优选地，输送调节能量的导线设置于所述管状结构的所述内壁和所述外壁之间。

优选地，所述管状结构的所述内壁和所述外壁之间还设置有控制线，所述承载部件中的所述控制线具有预成形的螺旋结构，从而使所述承载部件具有预成的螺旋结构；所述控制线采用金属或高分子材料制成，所述金属包括NiTi或不锈钢材料；所述控制线的直径在0.10～0.50mm之间；；所述控制线的外壁具有通过热缩形成的绝缘层，所述绝缘层为PTFE或FEP。

优选地，所述承载部件和所述第一输送部均为具有多腔的管状结构，所述管状结构为高分子材料，所述高分子材料为TPU或Pebax；所述多腔包括第一腔、第二腔、第三腔和第四腔；所述第一腔用于承载所述导引导丝，所述第二腔和所述第三腔内设置有输送调节能量的导线，所述第四腔内设置有控制线；所述控制线采用金属或高分子材料制成，所述金属包括NiTi或不锈钢材料；所述控制线的直径在0.10～0.50mm之间。

优选地，所述第一腔使所述管体结构具有第一内壁，所述第一内壁的厚度为0.02～0.05mm，且由HDPE、FPA、FEP或PTFE制成。

优选地，所述电极与输送调节能量的导线连接。

优选地，所述承载部件、所述第一输送部和所述第二输送部内均设置有控制线，所述承载部件中的所述控制线具有预成形的螺旋结构，所述第一输送部的所述控制线和所述第二输送部中的所述控制线均为直线结构且所述第二输送部中的所述控制线直径大于所述第一输送部的所述控制线的直径。

优选地，所述承载部件、所述第一输送部和所述第二输送部内均设置有输送调节能量的导线，所述承载部件中的所述导线与所述第一输送部中的所述导线和所述第二输送部中的所述导线是一体的。

优选地，导管装置还包括用于使用者握持的手柄，所述第二输送部与所述手柄连接，所述导线与所述手柄连接。

优选地，所述近端为靠近所述手柄或远离需要调节的神经位点的一端，所述远端为远离所述手柄或靠近需要调节的神经位点的一端。

优选地，所述开口位于所述第一输送部与所述第二输送部的连接处。

优选地，所述开口靠近所述第一输送部与所述第二输送部的连接处。

优选地，所述承载部件由NiTi或不锈钢材料制成，承载部件的表面被切割，使导引导丝能够控制所述承载部件在第一形状和第二形状之间切换。

优选地，承载部件表面按照切割角度切割成直线槽。

优选地，承载部件表面按照切割角度切割成多个柱形槽。

优选地，切割角度在30°～80°之间。

优选地，直线槽在承载部件表面的切割角度是相同的。

优选地，直线槽在承载部件表面的切割角度是不同的，直线槽在承载部件远端的切割角度大于在承载部件近端的切割角度。

优选地，相邻所述柱形槽之间的切割间隔相同。

本发明提供的用于调节神经的导管装置，不需要专门的形状控制部件，利用导引导丝改变承载部件的形状，结构简单、制作成本低；另外多个电极不仅可以同时释放能量，还可以单独控制每个电极释放能量，便于根据治疗需要进行操作；对承载部件表面进行切割，便于改变承载部件的形状。

附图说明

图1是人肾的结构示意图；

图2是人肾动脉的结构示意图；

图3是本发明的一个实施例的用于调节神经的导管装置结构示意图；

图4是图3所示的用于调节神经的导管装置的承载部件处于第一形状的示意图；

图5是图3中的第一输送部沿A-A的剖视图；

图6是图3中的第一输送部沿A-A的另一剖视图；

图7是图3中的第二输送部沿B-B的剖视图；

图8是承载部件表面的切割角度相同的一个直线槽的示意图；

图9是承载部件表面的切割角度不同的一个直线槽的示意图；

图10是承载部件表面的切割角度不同的一个直线槽的另一示意图；

图11是承载部件表面的多个柱形槽的示意图。

具体实施方式

以下将结合附图对本发明的构思、具体结构及产生的技术效果作进一步说明，以充分地了解本发明的目的、特征和效果。

本发明中，用到的缩写：

PTFE指聚四氟乙烯,即Polytetrafluoroethylene；

FEP指氟化乙烯丙烯共聚物，即Fluorinated ethylene propylene；

TPU指热塑性聚氨酯弹性体橡胶，即Thermoplastic polyurethanes；

PET指聚对苯二甲酸乙二醇酯，即Polyethylene terephthalate；

PA12是指聚十二内酰胺，即Polylaurylamide；

Pebax是指聚醚嵌段酰胺，即Polyether block amide

HDPE是指高密度聚乙烯，即High-density polyethylene。

为了便于说明，本发明中将装置或部件的靠近使用者(或手柄)或远离需要调节的神经位点的一端称为“近端”，将装置或部件的远离使用者(或手柄)或靠近需要调节的神经位点的一端称为“远端”。

本发明中的神经是指位于人肾动脉上的肾交感神经；

调节神经是指通过损伤或非损伤的方式除去或降低所述神经的活化；

能量是指射频、热量、冷却、电磁能、超声波、微波或光能中一种或几种；

血管是指人肾动脉；

适于在血管中移动是指当调节组件在血管中移动时，调节组件不损伤血管壁；调节组件在血管的径向上的最大尺寸不大于血管的内径；当调节组件在血管中移动时易于通过血管弯曲段；

将所述调节能量传递到肾神经的位置是指当调节部件在血管中时，至少一个电极处于接触血管壁的位置。

图1、图2示出了人肾、人肾动脉的结构。

图3、图4示出了本实施例中的用于调节神经的导管装置，该实施例以用于调节人肾神经的导管装置为例。

如图1所示，人肾在解剖学上包括肾1，肾动脉2经由腹部的主动脉连接到心脏，含氧的血液通过肾动脉2供给肾1；脱氧的血液经由肾静脉3和下腔静脉4从肾1流到心脏。

如图2所示，肾神经21沿着肾动脉2的轴向延伸，肾神经21一般在肾动脉2的外膜内。

本实施例中用于调节神经的导管装置，用于调节位于肾动脉2上的肾神经21，所述的调节是指通过损伤或非损伤的方式除去或降低肾神经21的活化。如果需要调节其它部位的神经(例如，心脏相关神经)，或者需要其它的调节方式(例如，需要提高神经的活化)，本领域技术人员可以根据本发明做出合理预期的、不需要付诸创造性劳动的调整。

如图3所示，本实施例中用于调节神经的导管装置，包括用于调节神经的调节组件5，如图4所示，调节组件5包括用于将调节能量传递到神经的多个电极51以及用于承载电极的承载部件52，导管装置还包括用于将调节组件输送到靠近神经的位置的输送部件，输送部件包括第一输送部62和第二输送部63；电极51与输送调节能量的导线相连；

承载部件52具有第一形状和第二形状，在第一形状下调节组件适合在血管中移动，在第二形状下调节组件的至少一个电极处于适合将调节能量传递到神经的位置；

如图3所示，第一输送部的近端设置一交换口61，该交换口61位于第一输送部62和第二输送部63的连接处，在其它实施例中交换口61也可以设置为靠近第一输送部62和第二输送部63的连接处，即不是无偏差地正好位于该连接处。导管装置被设置为：当导引导丝被插入调节组件5，承载部件52处于第一形状，当导引导丝被抽离调节组件5，承载部件52处于第一形状；导引导丝的一端通过交换口61从导管装置中穿出。

当电极51靠近需要调节的神经位点时，电极51释放一定的能量并作用于该神经位点，从而起到调节该神经位点(例如，降低或消除交感神经的活化)的作用。

电极51可以通过将热量传递到该神经位点而实现该目的。例如，用于神经调节的传热加热机制可以包括热消融和非消融的热变或损伤，例如，可以将靶神经纤维的温度升高超过所需阈值以实现非消融的热变，或超过更高的温度以实现消融的热变。例如，靶温度可以在大约37℃-45℃(用于非热消融的热变温度)，或者，所述靶温度可以在大约45℃或更高，以用于消融的热变。

电极51也可以通过将冷却传递到该神经位点而实现该目的。例如，将靶神经纤维的温度降低到约20℃以下以实现非冷冻的热变，或者将靶神经纤维的温度降低到约0℃以下以实现冷冻的热变。

电极51还可以通过将能量场施加到靶神经纤维来实现。该能量场可以包括：电磁能、射频、超声波(包括高强度聚焦超声波)、微波、光能(包括激光、红外线和近红外线)等。例如，热诱导的神经调节可以通过将脉冲的或连续的热能场递送到靶神经纤维而实现。其中，一种比较优选的能量方式是脉冲射频电场或其它类型的脉冲热能。脉冲射频电场或其它类型的脉冲热能可以促成更大的热量级别、更长的总持续时间和/或更好的受控的血管内肾神经调节治疗。

无论通过何种能量方式实现调节神经的目的，当使用者使用本实施例中用于调节神经的导管装置进行工作时，电极需要与产生该能量(例如射频仪)或使电极51本身产生该能量的设备进行电连接。这些设备以及电极与这些设备的连接为本领域技术人员所熟知的现有技术(例如，在本发明装置中设置用于连接这些设备的接口，使用时可实现即插即用)，这里不再详细叙述。

本实施例中，电极51靠近需要调节的肾神经位点的方式为：经由血管进入人体，通过肾动脉内壁靠近神经位点。因此需要解决的技术问题是：既要实现电极51能够紧贴血管内壁作用于相应位置的神经，又需要电极51在血管中方便地移动，不损伤血管壁。

承载部件52为预成形的螺旋结构。

承载部件52的第一形状为直的或者近似直的；承载部件52的第二形状为螺旋形或者近似螺旋形；当承载部件52为第一形状时，承载部件52承载着电极51在血管中移动；当承载部件52为第二形状时，调节组件的电极51处于适合将调节能量传递到肾神经的位置。

本实施例中，承载部件52的第一形状为直的或接近直的，也可以是细长状或纤维状或丝状，该直形的横截面优选为圆形或近似圆形，横截面的最宽处小于血管的内直径。这样，在第一形状下，当调节组件在血管中移动时，调节组件不会损伤血管壁。当需要对肾动脉上的神经进行调节时，由于人肾动脉的内直径一般为4-7mm，因此，调节组件在肾动脉的径向上的最大尺寸不大于4mm，最好设置为1-2mm，既可以满足在血管内方便移动，又具有足够的刚性并且便于制作，并可以减小患者的伤口的尺寸。作为该具体实施方式的变化，第一形状也可以允许一定的弯曲或者波浪形的弯曲，其横截面也可以为其它形状，只要其表面光滑，能够方便地在血管内移动而不损伤血管壁即可。

本实施例中，承载部件52的第二形状整体为螺旋形，在血管的径向上，承载部件52的最宽处比第一形状大，这样可以使承载的电极51靠近或接触血管壁，从而靠近肾神经。

考虑到血管具有一定的弹性，承载部件52的螺旋形的直径设置为4-14mm。针对肾动脉内径较小的个体，例如内径为4mm左右，可以将承载部件52的螺旋形的直径设置为5-6mm左右；针对肾动脉内径较大的个体，例如内径为7mm左右，可以将螺旋的直径设置为8-9mm左右。

承载部件52的第二形状也可以为其它形状，例如具有圆滑的弯曲的无规则形状，只要是当所述电极承载部件在血管中时，电极处于接触血管壁的位置即可。

本实施例中用于调节神经的导管装置的工作过程如下：

1先将导引导丝9导入人体预定部位，即人肾动脉上的肾交感神经处；

2将导引导丝9尾部，通过导管装置前端的保护部件8中间的孔，插入导管装置，从快速交换口穿出导管装置；由于导引导丝9插入承载部件52，承载部件52由螺旋形变为直的，便于在血管中移动；

3移动导管装置到人肾动脉上的肾交感神经处；

4将导引导丝9抽离承载部件52，承载部件52由直形变为螺旋形，承载部件52上的电极51，紧贴血管内壁作用于相应位置的神经，释放一定的能量从而起到调节该神经位点(例如，降低或消除交感神经的活化)的作用；

5将导引导丝9推入承载部件52，承载部件52再次由螺旋形变为直的；

6将导管装置移出人体。

电极51单独控制，电极单独控制指的是电极51中的一个是否传递调节能量，与电极51中的其他电极无关，可以根据消融手术的需要控制单个电极释放能量。

电极51为环状，并套接在承载部件52的外表面。当在肾动脉内承载部件52变为螺旋形时，承载部件52上的电极51处于接触肾动脉内壁的位置，即靠近肾神经，这样就可以进行调节工作。

本实施例中，电极51的数目为五个，当承载部件52处于第二形状(螺旋状)时，相邻的电极51在血管的轴向上的距离为4-15mm。一般说来，进行肾神经消融手术时，需要对肾神经的3-8个位点进行消融。因此，使用本实施例中的导管装置进行消融手术时，一次调节组件的定位(使电极51接触血管内壁)可以完成五个位点的消融，而完成整个消融手术只需要进行两次调节组件的定位。电极51的数目也可以设置为2-6个，但如果数目过多，会增加导管装置的制作成本；而数目较少，会降低消融手术的工作效率。

多个电极51可以同时释放能量。

电极51的材料可采用生物相容性较好或比较稳定的金属或金属合金，例如铂族金属，本实施例中的电极51采用铂铱合金制作。

为了使电极51牢固地安装在承载部件52上，并尽量减少对血管壁的损伤，可使用胶水将电极51粘结于承载部件52上，并形成电极51与承载部件52间的平滑过渡511。胶水可选用UV固化胶、环氧树脂胶或其混合物，这样既具有能达到医疗用途的生物相容性，又对金属合金和高分子材料都有一定的粘结力。在其它实施例中，电极51也可以套设在承载部件52上。

导线连接到能量产生设备，例如射频仪，焊接在电极51的内表面，导线设置于承载部件52与输送部件的外部。设置多个电极时，需要设置多根导线分别将多个电极连接到能量产生设备。

承载部件52上还可以设置用于测量温度的元件，例如热电偶，以及相应的导线。

承载部件52的远端设置用于减少或避免血管壁损伤的保护部件，保护部件的一个作用是减少或避免血管壁损伤，碰触到血管壁时，因为自身足够柔软且能够迅速回弹，不会对血管造成损失；保护部件的另一个作用是对整个导管装置起到导向作用，当遇到血管的弯折处时，自身能够根据血管的弯折度弯曲，从而引导整个导管装置顺利通过血管的弯折处。

保护部件是相对较软部件，可以是材质相对较软的高分子材料制作的部件，本实施例中，保护部件为软头8，如图4所示，避免承载部件52的远端损伤血管；软头采用弹性材料制作，弹性材料为橡胶、硅胶或热塑性弹性体；软头的长度为3-15mm，最大直径小于1.33mm，软头8中间具有开口，便于导引导丝穿入。

保护部件也可以是弹簧，设置于承载部件52的远端，弹簧采用Ni-Ti合金或不锈钢制作，螺距是紧密螺旋的，能够满足弹性要求。弹簧的长度为25-50mm，螺旋外径为0.25-0.6mm，弹簧丝的直径为0.045-0.12mm。

输送部件中的第一输送部62与承载部件52可以是一体的。

输送部件中的第一输送部62与承载部件52也可以是分体的，第一输送部62的远端与承载部件52的近端相连，第一输送部62的近端与第二输送部63的远端相连，第一输送部62和承载部件52的外径均为0.55mm-1.50mm。

本发明的较佳实施例中，承载部件52和第一输送部62均为具有空腔625的管状结构，如图5所示，该管状结构的外壁621通过热缩一层高分子材料形成，可以为TPU或Pebax，厚度为0.05～0.15mm。其中，空腔625的数量为一个，且空腔625的内径为0.4～0.6mm，该空腔625使承载部件52和第一输送部62的管状结构具有内壁624，该内壁624为PA12，厚度为0.07～0.2mm，该空腔625用于承载导引导丝。在管状结构的内壁624和外壁621之间设置有输送能量的导线622以及控制线623，承载部件52中的控制线623具有预成形的螺旋结构，从而使承载部件52具有预成的螺旋结构，即导引导丝未穿入导管装置中时，由于控制线的作用，承载部件52具有和控制线相同的初始形状，即螺旋形。控制线623采用金属或高分子材料制成，其中金属包括NiTi或不锈钢材料；控制线623的直径在0.10～0.50mm之间；控制线623的外壁具有通过热缩形成的绝缘层，该绝缘层为PTFE或FEP。。

在其它较佳实施例中，承载部件52为具有空腔的管状结构，且由NiTi或不锈钢材料制成，由于NiTi或不锈钢材料易成形，承载部件52自身可以预处理成螺旋结构，因此承载部件中可以设置有控制线，也可以不设置控制线。在本发明的另一较佳实施例中，承载部件52和第一输送部62均为具有多腔的管状结构，该管状材料为高分子材料，如TPU或Pebax，其中多腔包括第一腔626、第二腔627、第三腔628和第四腔629；第一腔626用于导引导丝的穿入，较优地，第一腔626具有圆形截面，内径为0.4～0.6mm，第一腔626使管体结构具有第一内壁620，该第一内壁620的厚度为0.02～0.05mm，且由HDPE、FPA、FEP或PTFE制成。第二腔627和第三腔628内设置有输送调节能量的导线，第四腔629内设置有控制线。第二腔627和第三腔628可以为不规则形状，较优地为如图6所示的扇贝形，以利于为导线提供更大的承载空间。具有多个空腔的第一输送部62和承载部件52使导引导丝、导线、控制线在第一输送部62中有序地排布，可以有效地防止第一输送部62在弯曲时出现的表面不平整。

本发明的实施例中，第二输送部63内部设置有控制线634和输送调节能量的导线633，导线633的数目与电极的数目相同。控制线634采用金属或高分子材料制成，金属包括NiTi或不锈钢材料；控制线634的直径在0.10～0.50mm之间，其外壁具有通过热缩形成的绝缘层，该绝缘层为PTFE或FEP。第二输送部63的外壁沿径向向外依次为NiTi管层632和绝缘层634，NiTi管层632由NiTi合金制成，绝缘层634通过热缩高分子材料形成，该高分子材料可以为PET、FEP或PTFE。

本发明的实施例中，承载部件52中的导线、第一输送部62中的导线以及第二输送部63中的导线是一体的；承载部件52中的控制线具有预成的螺旋结构，以提供螺旋部分的径向支撑力和弹性回复力，第一输送部62和第二输送部63中的控制线均为直线结构且第二输送部63中的控制线的直径大于第一输送部62的控制线的直径，以使第二输送部具有柔韧性和较大的推送力。

导管装置还包括用于使用者握持的手柄7，第二输送部63与手柄7连接，导线与手柄7连接。

如果承载部件52为NiTi或不锈钢材料，为便于使用导引导丝9改变承载部件52的形状，需要对承载部件52的表面进行切割。如果承载部件52为高分子材料，则不需要对承载部件52进行切割。导引导丝9控制承载部件52，使其具有第一形状或第二形状：在导引导丝9插入承载部件52时，承载部件52由螺旋形变为直形；导引导丝9抽离承载部件52时，承载部件52由直形变为螺旋形。

如图8-图11所示，在承载部件52的表面，按照切割角度从承载部件52的远端向承载部件52的近端进行切割形成，按照切割角度从承载部件52的远端向承载部件52的近端进行切割一条直线形成直线槽，；按照切割角度从承载部件52的远端向承载部件52的近端进行切割多个柱形槽。

水平放置承载部件52，若是直线槽，切割角度就是直线与水平方向的夹角α；若是多个柱形槽，切割角度就是多个柱形槽的中心点之间的连线与水平方向上的夹角α。

如图8所示，在本发明的另一个较佳实施例中，直线槽是以α＝53°的切割角度、从承载部件52的远端开始到承载部件52的近端、按照直线连续切割形成的。其中，直线槽的切割宽度在0.2449mm～0.6566mm之间，图5所示的直线槽在承载部件52上的切割角度始终是一致的。

如图9所示，在本发明的又一个较佳实施例中，直线槽包括两部分：一部分是以α＝53°的切割角度、从承载部件52的远端开始、按照直线连续切割形成的；另一部分是当靠近承载部件52近端时，逐步减小切割角度(α’)，并按照逐步减小的切割角度(α’)、直至承载部件52的近端、按照直线连续切割形成的。

如图10所示，在本发明的又一个较佳实施例中，直线槽包括两部分：一部分是以α＝53°的切割角度、从承载部件52的远端开始、按照直线间隔切割形成的；另一部分是当靠近承载部件52近端时，逐步减小切割角度(α’)，并按照逐步减小的切割角度(α’)、直至承载部件52的近端、按照直线间隔切割形成的。直线槽的切割宽度在0.2449mm～0.6566mm之间。

如图11所示，在本发明的又一个较佳实施例中，在承载部件52上，多个柱形槽是以α＝30°的切割角度、按照0.7150mm的切割间隔(相邻两个柱形槽中心的水平间隔)、从承载部件52的远端向近端切割多个柱形形成的。每一个柱形槽与水平正方向夹角为120°。

本发明提供的用于调节神经的导管装置，不需要专门的形状控制部件，利用导引导丝改变承载部件的形状，结构简单、制作成本低；另外多个电极不仅可以同时释放能量，还可以单独控制每个电极释放能量，便于根据治疗需要进行操作；对承载部件表面进行切割，便于改变承载部件的形状。

以上描述了本发明提供的用于调节神经的装置的具体实施方式。应当理解，本领域的普通技术人员无需创造性劳动就可以根据本发明的构思做出诸多修改和变化，因此，凡本技术领域的技术人员依本发明的构思在现有技术的基础上通过逻辑分析、推理或者有限的实验可以得到的技术方案，皆应在由权利要求书所确定的保护范围内。

Claims (24)

1.一种用于调节神经的导管装置，包括调节组件与输送部件，

所述调节组件被设置为调节神经，包括承载部件与多个电极，所述多个电极被设置为将调节能量传递到所述神经，所述承载部件被设置为承载所述多个电极，所述承载部件为管状；

所述输送部件被设置为将所述调节组件输送到所述神经的位置，所述输送部件为管状，所述输送部件包括第一输送部；

所述承载部件具有第一形状和第二形状，在所述第一形状下，所述调节组件被设置为适于在血管中移动；在所述第二形状下，所述调节组件被设置为至少一个电极能够将所述调节能量传递到所述神经；承载部件为预成形的螺旋结构；所述承载部件的远端设置有用于减少或避免血管壁损伤的保护部件；

其特征在于，所述第一输送部的近端设置一开口，所述开口为快速交换口；导引导丝的一端从所述承载部件的远端穿入所述导管装置，从所述开口穿出所述导管装置，所述导管装置被设置为：当所述导引导丝被穿入所述调节组件，所述承载部件处于第一形状，当所述导引导丝被抽离所述调节组件，所述承载部件处于第二形状；

所述输送部件还包括第二输送部，所述第一输送部的近端与所述第二输送部的远端相连；所述承载部件、所述第一输送部和所述第二输送部内均设置有控制线，所述承载部件中的所述控制线具有预成形的螺旋结构，从而使所述承载部件具有预成形的螺旋结构；所述第一输送部的所述控制线和所述第二输送部中的所述控制线均为直线结构且所述第二输送部中的所述控制线的直径大于所述第一输送部的所述控制线的直径；

所述承载部件和所述第一输送部均为具有多腔的管状结构，所述管状结构为高分子材料，所述高分子材料为TPU或Pebax；所述多腔包括第一腔、第二腔、第三腔和第四腔；所述第一腔用于承载所述导引导丝，所述第二腔和所述第三腔内设置有输送调节能量的导线，所述第四腔内设置有控制线；所述第二腔和所述第三腔的截面形状为扇贝形；

所述保护部件为弹簧，设置于承载部件的远端，弹簧采用Ni-Ti合金或不锈钢制作，螺距紧密螺旋；所述弹簧的长度为25-50mm，螺旋外径为0.25-0.6mm，所述弹簧的弹簧丝直径为0.045-0.12mm；

所述承载部件由NiTi或不锈钢材料制成，所述承载部件的表面被切割，使所述导引导丝能够控制所述承载部件在所述第一形状和所述第二形状之间切换；所述承载部件表面按照切割角度切割成多个直线槽；所述切割角度在30°~80°之间；所述直线槽在所述承载部件表面的所述切割角度是不同的，所述直线槽在所述承载部件远端的切割角度大于在所述承载部件近端的所述切割角度；所述直线槽的切割宽度在0.2449mm~0.6566mm之间。

2.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述承载部件的第一形状为直线。

3.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述承载部件的第二形状为螺旋形。

4.如权利要求3所述的导管装置，其特征在于，所述螺旋形的直径为4-14mm。

5.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极单独控制释放能量。

6.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极同时释放能量。

7.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极为环形，套设于所述承载部件。

8.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极的数目为2-6个。

9.如权利要求8所述的导管装置，其特征在于，所述电极的数目为5个。

10.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，当所述承载部件处于第二形状时，相邻的所述电极在所述血管轴向上的距离为4-15mm。

11.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极采用铂铱合金制作。

12.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极使用胶水粘结于所述承载部件。

13.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述电极套设在所述承载部件上。

14.如权利要求12所述的导管装置，其特征在于，所述胶水为UV固化胶或环氧树脂胶。

15.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述导线焊接于所述电极的内表面。

16.如 权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述第一输送部与所述承载部件是一体的。

17.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述第一输送部的远端与所述承载部件的近端相连。

18.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述第一输送部和所述承载部件的外径均为0.55mm-1.50mm。

19.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述第二输送部内部设置有所述控制线和所述输送调节能量的导线，所述导线的数目与所述电极的数目相同。

20.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述控制线采用金属或高分子材料制成，所述金属包括NiTi或不锈钢材料；所述控制线的直径在0.10~0.50mm之间。

21.如权利要求20所述的导管装置，其特征在于，所述导管装置还包括用于使用者握持的手柄，所述第二输送部与所述手柄连接，所述导线与所述手柄连接。

22.如权利要求21所述的导管装置，其特征在于，所述近端为靠近所述手柄或远离需要调节的神经位点的一端，所述远端为远离所述手柄或靠近需要调节的神经位点的一端。

23.如权利要求19所述的导管装置，其特征在于，所述第二输送部的外壁沿径向向外依次为NiTi管层和绝缘层，所述NiTi管层由NiTi合金制成，所述绝缘层通过热缩高分子材料形成，所述高分子材料为PET、FEP或PTFE。

24.如权利要求1所述的导管装置，其特征在于，所述第一腔使所述管状结构具有第一内壁，所述第一内壁的厚度为0.02~0.05 mm，且由HDPE、FPA、FEP或PTFE制成。

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