TWI556849B - 用於腎臟神經協調的導管裝置 - Google Patents

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Description

用於腎臟神經協調的導管裝置
本申請案中所揭示的技術大體係關於用於血管內神經協調的導管裝置、系統及方法。更特定言之，本文中所揭示之技術係關於經由施加熱能及/或電能達成血管內腎臟神經協調的導管裝置、系統及方法。
相關申請案之交叉參考
本申請案主張2010年10月21日申請之美國臨時申請案第61/405,472號之權利。
以引用方式併入的相關申請案
2010年4月26日申請的美國臨時申請案第61/328,105號、2010年5月28日申請的美國專利申請案第12/790,639號、2010年8月30日申請的美國專利申請案第12/871,457號及2011年4月21日申請的國際申請案第PCT/US2011/033491號均與本申請案相關，且上述申請案均以全文引用的方式併入本文中。因此，以引用方式併入之該等申請案中所揭示之具體實例的組件及特徵可與本申請案中所揭示且主張的各種組件及特徵組合。
高血壓、心臟衰竭、慢性腎病、抗胰島素症、糖尿病及代謝症候群代表嚴重且日益增多的全球健康問題。針對此等病狀的現行療法包括非醫藥方法、醫藥方法及基於設備之方法。儘管存在此各種治療方案，但血壓控制率及防止此等疾病狀態及其後遺症進展的治療努力仍不能令人滿 意。雖然出現此情形的原因為多方面的且包括不遵循醫囑療法、就功效與不利事件特徵而言的反應異質性及其他問題，但顯然需要替代性選項以補充針對此等病狀的現行治療性療法。
減少交感神經性腎臟神經活動(例如經由去除神經支配)可逆轉此等過程。Medtronic Ardian LLC of Mountain View,CA發現，經由不可逆電穿孔、電融合、細胞凋亡、壞死、摘除、熱變異、改變基因表現或另一適合方式所引起的去除神經支配，能量場(包括及包含電場)可起動腎臟神經協調。
經由例如心血管系統之血管進入體內位置的基於導管之介入術已廣泛用於醫療。Medtronic Ardian LLC已展示，可自腎臟動脈內向交感神經性腎臟神經施加能量場。腎臟動脈具有截然不同於體內其他血管或部分的特徵，因此不可輕視自腎臟動脈內向交感神經性腎臟神經施加能量場。因此，需要一種能夠自腎臟動脈內有效傳遞能量至腎臟交感神經的導管，其中該導管宜組態成i)可通過腎臟動脈，同時向動脈壁施加創傷力的風險降低；ii)將能量傳遞元件準確地置放於血管壁上之所要位置上；及iii)在腎臟動脈之血流脈動性及呼吸性運動期間，維持能量傳遞元件與血管壁上之位置之間的穩定接觸。
雖然本發明已有詳細無誤的描述以使熟習此項技術者 能夠實施所揭示之技術，但本文中所揭示之實際具體實例僅舉例說明本發明之各種態樣，其可以其他特定結構體現。儘管已描述較佳具體實例，但在不偏離本發明的情況下可對細節作出變更，本發明係由申請專利範圍限定。
I.有關解剖學及生理學
A.交感神經系統
交感神經系統(SNS)與腸神經系統及副交感神經系統一起均為自主神經系統之分支。其主動性始終處於基本水準(稱為交感神經緊張)，且在應激期期間變得更主動。如同神經系統之其他部分，交感神經系統經由一系列互連神經元運作。交感神經元雖然有很多位於中樞神經系統(CNS)內，但通常被視為周邊神經系統(PNS)之一部分。脊髓(為CNS之一部分)之交感神經元經由一系列交感神經節與周邊交感神經元聯繫。在神經節內，脊髓交感神經元與周邊交感神經元經由突觸連接。因此，脊髓交感神經元稱為突觸前(或節前)神經元，而周邊交感神經元稱為突觸後(或節後)神經元。
在交感神經節內之突觸處，節前交感神經元釋放乙醯膽鹼(一種結合且活化位於節後神經元上之菸鹼乙醯膽鹼受體的化學信使)。作為對此刺激之反應，節後神經元主要釋放去甲腎上腺素(noradrenaline/norepinephrine)。延長之活化作用可誘使腎上腺髓質釋放腎上腺素。
去甲腎上腺素及腎上腺素一經釋放，即結合位於周邊組織上的腎上腺素激導性受體。結合至腎上腺素激導性受 體引起神經元及激素反應。生理表現包括瞳孔擴張、心率加快、偶發性嘔吐及血壓上升。由於膽鹼激導性受體結合汗腺，因此亦見出汗增多。
交感神經系統負責上調及下調活有機體體內之多種恆定機制。SNS之纖維分佈於幾乎所有器官系統之組織中，為如瞳孔直徑、腸蠕動性及尿排出之多種事件提供至少一些調節功能。此反應亦稱為身體之交感腎上腺性反應，因為終止於腎上腺髓質的節前交感神經纖維(而且所有其他交感神經纖維)分泌乙醯膽鹼，活化腎上腺素(adrenaline/epinephrine)之分泌及正腎上腺素(noradrenaline/norepinephrine)在較小程度上之分泌。因此，主要作用於心血管系統之此反應直接經由交感神經系統所傳輸之脈衝介導及間接經由腎上腺髓質所分泌之兒茶酚胺介導。
科學上通常將SNS視為自動調節系統，亦即，不受意識意念干擾而運作的系統。一些進化理論者提出，交感神經系統在早期有機體中運作是為了維持存活，此係因為交感神經系統負責為身體活動作好準備。此作好準備之一實例為醒來之前的時刻，交感神經性傳出自發地增強，以為活動作好準備。
1.交感神經鏈
如圖1中所示，SNS提供允許腦與身體聯繫的神經網路。交感神經發起於脊柱內部，靠近始於脊髓第一胸節且視為延伸至第二或第三腰節之中間外側細胞柱(或側角) 的脊髓中部。因為交感神經細胞始於脊髓之胸區及腰區，所以稱SNS具有胸腰傳出。此等神經之軸突經由前根離開脊髓。其靠近脊(感覺)神經節通過，進入脊神經之前枝內。然而，不同於體神經分佈，此等神經之軸突經由與脊柱並排延伸的白枝連接體快速分出，白枝連接體係連接至脊椎旁(位於脊柱附近)或椎骨前(位於主動脈分叉點附近)神經節。
為了到達目標器官及腺體，軸突必須在體內長距離移行，且為此，多個軸突將其訊息經由突觸傳輸轉送至第二細胞。軸突之遠端跨越突觸間隙連至第二細胞之樹突。第一細胞(突觸前細胞)呈遞的神經傳遞質跨越突觸間隙，將第二細胞(突觸後細胞)活化。接著將訊息傳送至最終目的地。
在SNS及周邊神經系統之其他組成部分中，此等突觸在稱為神經節之位點處形成。發出纖維的細胞稱為節前細胞，而纖維離開神經節的細胞稱為節後細胞。如前文所提及，SNS之節前細胞位於脊髓之第一胸節(T1)與第三腰節(L3)之間。節後細胞在神經節中具有其細胞體且發出其軸突至目標器官或腺體。
神經節不僅包括交感神經幹，而且包括發出交感神經纖維至頭及胸器官的頸神經節(頸上、頸中及頸下)，及腹腔神經節及腸系膜神經節(其發出交感神經纖維至腸)。
2.腎臟神經分佈
如圖2所示，與腎臟動脈緊密結合的腎神經叢(RP) 分佈於腎臟中。腎神經叢為圍繞腎臟動脈且嵌埋於腎臟動脈之外膜內的自主神經叢。腎神經叢沿著腎臟動脈延伸，直至其到達腎實體為止。促成腎神經叢的纖維來源於腹腔神經節、腸系膜上神經節、主動脈腎神經節及主動脈神經叢。腎神經叢(RP)亦稱為腎神經，主要包含交感神經性組成部分。腎臟中不存在(或存在至少極少)副交感神經分佈。
節前神經元細胞體位於脊髓之中間外側細胞柱。節前軸突通過脊椎旁神經節(其不形成突觸)而變成小髒神經(最小的內臟神經)、第一腰內臟神經、第二腰內臟神經，且移行至腹腔神經節、腸系膜上神經節及主動脈腎神經節。節後神經元細胞體離開腹腔神經節、腸系膜上神經節及主動脈腎神經節至腎神經叢(RP)且分佈於腎臟血管結構中。
3.腎臟交感神經性神經活動
訊息以雙向流傳遞通過SNS。傳出訊息可引起身體不同部分同時發生變化。舉例而言，交感神經系統可加快心率；拓寬支氣管通道；降低大腸蠕動性(運動)；收縮血管；增強食管蠕動；引起瞳孔擴張、豎毛(雞皮疙瘩)及出汗(發汗)；及升高血壓。傳入訊息將來自體內各種器官及感覺受體的信號傳送至其他器官，且尤其傳送至腦。
高血壓、心臟衰竭及慢性腎病為因SNS(特別是腎臟交感神經系統)長期活躍所引起之多種疾病狀態中的幾種。SNS長期活躍為驅使此等疾病狀態進展之不利於適應 的反應。腎素-血管緊張素-醛固酮醫藥管理系統(RAAS)為已長期存在、但不太有效的降低SNS過度活動的方法。
如上所述，腎臟交感神經系統在實驗與人體中均已鑑別為引起高血壓、容積超負荷狀態(諸如心臟衰竭)及進行性腎病之複雜病理生理學現象的主要因素。使用放射性示蹤劑稀釋方法量測自腎臟溢入血漿中之去甲腎上腺素之溢出量的研究展示，原發性高血壓患者之腎臟去甲腎上腺素(NE)溢出率較高，在幼年高血壓個體中尤其如此，與較高之心臟NE溢出率一致，與早期高血壓中通常所見之血液動力學特徵一致，且特徵為心率加快、心輸出量增加及腎血管抗性增強。現已知原發性高血壓一般具有神經原性，通常伴有明顯的交感神經系統過度活動。
在心臟衰竭中，心腎交感神經活動之活躍更加明顯，如依據此組患者體內NE自心臟及腎臟溢入血漿中之溢出量大幅提高所證明。最近，涉及所有病因死亡及充血性心臟衰竭患者之心臟移植之腎臟交感神經活躍的強陰性預測值證明符合此觀點，該預測值獨立於總體交感神經活動、腎絲球過濾率及左心室射血分數。此等發現證明，設計成可減少腎臟交感神經性刺激的治療方案有可能提高心臟衰竭患者之存活率。
慢性腎病與末期腎病的特徵均為交感神經性神經活躍增強。已證明，末期腎病患者血漿中去甲腎上腺素含量超過中值對於所有病因死亡與因心血管疾病所致之死亡具有預測性。對於罹患糖尿病性腎病變或造影劑引起之腎病變 的患者而言，此發現亦為正確的。存在有力證據表明，來源於病變腎臟之感覺傳入信號為引起且維持此組患者體內中樞交感神經傳出升高的主要因素，由此促進發生熟知的長期交感神經過度活動不利後果，諸如高血壓、左心室肥大、心室性心律失常、心源性猝死、抗胰島素症、糖尿病及代謝症候群。
(i)腎臟交感神經傳出活動
去往腎臟的交感神經終止於血管、近腎絲球器(juxtaglomerular apparatus)及腎小管。刺激腎臟交感神經可引起腎素釋放增多、鈉(Na+)再吸收增多及腎臟血流量減少。神經調節之腎臟功能之此等組成部分在以交感神經緊張增強為特徵之疾病狀態下受到很大刺激，且明顯導致高血壓患者血壓上升。因腎臟交感神經傳出刺激所引起的腎臟血流量及腎絲球過濾率降低可能為心腎症候群中腎功能下降的基本原因，作為慢性心臟衰竭之進行性併發症心腎症候群為腎功能障礙，其臨床過程通常為波動性地出現患者臨床病狀及治療。抵制腎臟傳出交感神經刺激之後果的藥理學策略包括中樞起效之交感神經阻斷藥β阻斷劑(旨在減少腎素釋放)、血管緊張素轉化酶抑制劑及受體阻斷劑(旨在阻斷血管緊張素II之活性及腎素釋放後發生之醛固酮活化)及利尿劑(旨在抵消腎臟交感神經性介導之鈉及水滯留)。然而，現行藥理學策略具有明顯的侷限性，包括功效有限、遵循性問題、副作用及其他問題。
(ii)腎臟感覺傳入神經活動
腎臟經由腎臟感覺傳入神經與中樞神經系統之整體結構聯繫。多種形式之「腎臟損傷」可誘導感覺傳入信號活躍。舉例而言，心搏量或腎臟血流量減少、或富含腺苷酶可引起傳入神經聯繫活躍。如圖3A及圖3B中所示，此傳入聯繫可能為自腎臟至腦，或可能為自一個腎臟至另一個腎臟(經由中樞神經系統)。此等傳入信號在中樞整合且可引起交感神經傳出增多。此交感神經壓力指向腎臟，從而活化RAAS且誘導增強的腎素分泌、鈉滯留、容積滯留及血管收縮。中樞交感神經過度活動亦影響分佈有交感神經的其他器官及身體結構，諸如心臟及周邊血管結構，致使交感神經活躍引起所述的不良影響，其中多個方面亦導致血壓上升。
因此生理學提出(i)將組織中的傳出交感神經去除可減少不適當的腎素釋放、鹽滯留及減少腎臟血流量，及(ii)將組織中的傳入感覺神經去除可經由其對後丘腦下部以及對側腎的直接作用而減少引起高血壓及與中樞交感神經緊張增強相關之其他疾病狀態的全身性因素。除去除傳入腎臟神經具有中樞性低血壓效果外，亦預期傳至其他各種分佈有交感神經之器官(諸如心臟及血管結構)的中樞交感神經傳出呈現所需的減少。
B.去除腎臟神經之其他臨床益處
如上文所提供，去除腎臟神經可能有益於治療以總體交感神經活動增強(尤其腎臟交感神經活動增強)為特徵之多種臨床病狀，諸如高血壓、代謝症候群、抗胰島素症、 糖尿病、左心室肥大、慢性腎病及末期腎病、心臟衰竭中之不當體液滯留、心腎症候群及猝死。由於減少傳入神經信號可降低全身性交感神經緊張/壓力，因此去除腎臟神經亦可適用於治療與全身性交感神經活動過度相關之其他病狀。因此，去除腎臟神經亦可有益於分佈有交感神經的其他器官及身體結構，包括圖1中所鑑別之彼等器官及身體結構。舉例而言，降低中樞性交感神經壓力可減輕罹患代謝症候群及II型糖尿病之患者的抗胰島素症。另外，骨質疏鬆症患者之交感神經亦活躍且亦可受益於去除腎臟神經所帶來的交感神經壓力下調。
C.達成至腎臟動脈之血管內進入
根據本發明，可經由血管內通路對與左及/或右腎臟動脈緊密結合的左及/或右腎神經叢(RP)實現神經協調。如圖4A所示，心臟收縮搏出的血液自心臟之左心室、經主動脈傳輸。主動脈下行通過胸腔且在分枝為左及右腎臟動脈。在腎臟動脈下方，主動脈分為左及右髂動脈兩枝。左及右髂動脈分別下行通過左腿及右腿且連接左及右股動脈。
如圖4B所示，血液經由股靜脈進入髂靜脈及進入下腔靜脈而彙集於靜脈中且返回至心臟。下腔靜脈分枝為左及右腎靜脈。在腎靜脈上方，下腔靜脈上行傳輸血液至心臟之右心房中。血液自右心房泵出，經由右心室進入肺中，在肺中與氧化合。與氧化合的血液自肺輸入左心房中。來自左心房之與氧化合的血液經左心室輸回至主動脈中。
如下文將更詳細描述，可在股三角之基部(剛好位於腹股溝韌帶之中點下方)曝露股動脈且將導管插入。導管可經由此進入位點皮下插入股動脈內且通入髂動脈及主動脈，進入左或右腎臟動脈中。此包含以最小侵入性通往各別腎臟動脈及/或其他腎臟血管的血管內路徑。
腕部、上臂及肩部區域提供可將導管引入動脈系統內的其他位置。在選擇性情況下可使用橈動脈、肱動脈或腋動脈執行導管插入術。使用標準血管攝影技術，可使經由此等進入點引入的導管經由左側之鎖骨下動脈(或經由右側之鎖骨下動脈及頭臂動脈)、經由主動脈弓、沿著下行主動脈且通入腎臟動脈中。
D.腎臟血管結構之性質及特徵
由於左及/或右腎神經叢(RP)之神經協調可根據本發明、經由血管內通路達成，因此腎臟血管結構之性質及特徵可約束及/或啟發用於達成此腎臟神經協調之裝置、系統及方法的設計。有些此等性質及特徵可因患者群體而異及/或在特定患者體內因時間而異，且可隨疾病狀態(諸如高血壓、慢性腎病、血管病、末期腎病、抗胰島素症、糖尿病、代謝症候群等)而變。此等性質及特徵，如下文所說明，可能涉及程序之臨床安全性及功效以及血管內設備之特定設計。相關性質可包括例如材料/機械、空間、流體動力學/血液動力學及/或熱力學性質。
如前文所述，導管可經由最小侵入性血管內路徑皮下推入左或腎臟動脈內。然而，確定最小侵入性腎臟動脈通路可具挑戰性，原因在於，舉例而言，與使用導管常規插入的一些其他動脈相比，腎臟動脈通常極度扭曲，直徑相對更小及/或長度相對更短。此外，腎臟動脈動脈粥樣硬化常見於許多患者中，尤其心血管疾病患者。腎臟動脈解剖學亦可能因患者不同而顯著不同，使得確定最小侵入性通路更加複雜。明顯的患者間相異性可見於例如相對扭度、直徑、長度及/或動脈粥樣硬化斑負荷，以及腎臟動脈自主動脈分出支路之偏離角。經由血管內通路達成腎臟神經協調的裝置、系統及方法當以最小侵入性進入腎臟動脈內時，必須解決腎臟動脈解剖學之此等及其他方面以及其在患者群體間之相異性。
除確定腎臟動脈通路複雜外，腎臟解剖學之特殊性亦使得在神經協調裝置與腎臟動脈之內腔表面或壁之間建立穩定接觸變得複雜。當神經協調裝置包含諸如電極之能量傳遞元件時，在能量傳遞元件與血管壁之間施加可靠的定位及接觸力對於可預測性及安全性而言具有重要作用。然而，緊湊空間以及動脈扭曲有礙於在腎臟動脈內通行。此外，呼吸及/或心動週期可導致腎臟動脈相對於主動脈產生明顯移動，且心動週期及/或神經協調裝置會使腎臟動脈瞬間擴張，使建立穩定接觸更加複雜。
即使在進入腎臟動脈內且促進神經協調裝置與動脈內腔表面之間穩定接觸之後，動脈外膜內及圍繞動脈外膜之神經必須安全地經由神經協調裝置協調。鑒於此療法帶來潛在臨床併發症，因此不可輕視自腎臟動脈內施加熱療的安全性。舉例而言，腎臟動脈之內膜及中膜極易受到溫度損傷。如下文更詳細論述，分隔血管管腔與其外膜的內膜-中膜厚度意謂目標腎臟神經與動脈內腔表面的距離可為數毫米。傳遞至目標腎臟神經的熱能必須足以協調目標腎臟神經而不會使血管壁過熱及乾縮。過熱帶來的另一種潛在臨床併發症為流經動脈之血液凝結而形成血栓。鑒於此血栓會導致腎臟梗塞，從而導致腎臟受到不可逆的損傷，因此自腎臟動脈內進行熱療必須小心地施加。因此，治療期間存在於腎臟動脈中的複雜體液機械及熱力學條件，尤其會影響治療位點處之熱傳遞動力學的彼等條件，對於自腎臟動脈內施加熱療而言可具有重要作用。
神經協調裝置亦需要組態成可調整能量傳遞元件在腎臟動脈內之定位及再定位，因為治療位置亦可影響臨床安全性及功效之故。舉例而言，鑒於腎臟神經在空間上可環繞腎臟動脈，因此自腎臟動脈內施加全環向治療可具吸引力。然而，連續環向治療可能引起的全環損害會增強腎動脈狹窄之風險，以致抵消腎臟神經協調之任何潛在治療益處。因此，可能需要沿著腎臟動脈之縱向維度形成更複雜損害及/或使神經協調裝置再定位於多個治療位置。另外，可改變的神經協調裝置定位及再定位經證明可適用於腎臟動脈特別扭曲的情境下或適用於腎臟動脈主血管存在近側分枝血管、導致在某些位置治療具有挑戰性的情境下。
根據上述挑戰：(1)腎臟動脈介入；(2)能量傳遞元件貼著血管壁可靠穩定地置放；(3)跨越血管壁安全地施加熱療及(4)允許在多個治療位置進行治療裝置定位及再定位，可關注的腎臟血管結構之各種無關及相關性質包括(例如)：血管直徑、長度、內膜-中膜厚度、摩擦係數及扭度；血管壁之擴張性、硬度及彈性模數；心縮期及心舒末期峰值血流速度，及平均心縮期-心舒期峰值血流速度、平均/最大容積血流速度；血液及/或血管壁之比熱容、血液及/或血管壁之導熱性、血液流過血管壁治療位點之熱對流性及/或輻射傳熱；及呼吸及/或血流脈動所誘導之腎臟相對於主動脈之移動，以及腎臟動脈相對於主動脈之偏離角。此等性質將針對腎臟動脈更詳細地論述。然而，視用於達成腎臟神經協調的裝置、系統及方法而定，腎靜脈之此等性質亦會決定及/或約束設計特徵。
定位於腎臟動脈內的裝置必須符合動脈之幾何形狀。腎臟動脈血管直徑DRA通常在約2 mm至10 mm範圍內，平均值為約6 mm。腎臟動脈血管長度LRA(介於其位於主動脈/腎臟動脈接合處之小孔與其遠端分枝之間)通常在約5 mm至70 mm範圍內，更通常在約20 mm至50 mm範圍內。由於目標腎神經叢嵌埋於腎臟動脈外膜內，因此複合內膜-中膜厚度IMT(亦即自動脈內腔表面至含有目標神經結構之外膜的徑向向外距離)亦為顯著且通常在約0.5 mm至2.5 mm範圍內，平均值為約1.5 mm。雖然某一治療深度對於到達目標神經纖維具有重要作用，但治療不應太深(例如自腎臟動脈內壁算起>5 mm)，以規避非目標組織及解剖結構，諸如腎靜脈。
在腎臟動脈內通行的裝置亦必須克服摩擦及扭曲。腎臟動脈壁的摩擦係數μ(例如靜摩擦或動摩擦係數)通常相當低，例如通常小於約0.05或小於約0.03。扭度τ為彎曲段之相對扭曲之度量，已以各種方式定量。弧弦比定義為曲線長度Lcurve除以連接曲線兩端之弦長Ccurve(亦即分隔曲線兩端之直線距離)：
τ=Lcurve/Ccurve　(1)
如利用弧弦比所定義的腎臟動脈扭度通常在約1至2範圍內。
心舒張與心收縮之間的壓力變化改變腎臟動脈內腔直徑，提供關於血管之鬆散材料性質的資訊。擴張性係數DC(一種與實際血壓相關的性質)捕捉脈搏壓與直徑變化之間的關係：
DC=2*((Dsys-Ddia)/Ddia)/ΔP=2*(ΔD/Ddia)/ΔP，　(2)
其中Dsys為腎臟動脈之心縮期直徑，Ddia為腎臟動脈之心舒期直徑，且ΔD(其通常小於約1 mm，例如在約0.1 mm至1 mm範圍內)為兩種直徑之間的差值：
ΔD=Dsys-Ddia　(3)
腎臟動脈擴張性係數通常在約20-50 kPa至1*10-3範圍內。
心搏週期期間的內腔直徑變化亦可用於測定腎臟動脈硬度β。不同於擴張性係數，硬度為無量綱性質且與正常血壓患者之實際血壓無關：
β=(1n[BPsys/BPdia])/(ΔD/Ddia)　(4)
腎臟動脈硬度通常在約3.5至4.5範圍內。
擴張性係數可與腎臟動脈之其他幾何結構性質組合用於測定腎臟動脈之增量彈性模數Einc：
Einc=3(1+(LCSA/IMCSA))/DC，　(5)
其中LCSA為內腔橫截面面積且IMCSA為內膜-中膜橫截面面積：
LCSA=π(Ddia/2)2　(6)
IMCSA=π(Ddia/2+IMT)2-LCSA　(7)
對於腎臟動脈而言，LCSA在約7 mm2至50 mm2範圍內，IMCSA在約5 mm2至80 mm2範圍內，且Einc在約0.1 kPa*103至0.4 kPa*103範圍內。
對於未患有腎臟動脈狹窄症(RAS)的患者而言，腎臟動脈心縮期峰值血流速度υmax-sys通常小於約200 cm/s；而腎臟動脈心舒末期峰值血流速度υmax-dia通常小於約150 cm/s，例如約120 cm/s。
除腎臟動脈之血液流速分佈外，體積流量亦受關注。假定為泊蘇葉流(Poiseulle flow)，流過導管的體積流量Φ(通常在管出口處量測)定義為流過導管的平均速度υavg乘以導管橫截面面積：
Φ=υavg*πR2　(8)
藉由對0至R所有半徑上的流速分佈曲線(定義於上述方程式8)求積分，可展示：
Φ=υavg*πR2=(πR4*ΔPr)/8ηΔx　(9)
如上所述，對於腎臟動脈而言，η可定義為ηblood，Δx可定義為LRA，且R可定義為DRA/2。跨越腎臟動脈的壓力變化ΔPr可在心搏週期之公共點量測(例如經由壓力感測導線量測)以測定在心搏週期之所選公共點(例如在心縮期期間及/或在心舒末期期間)流過腎臟動脈的體積流量。體積流量可另外或替代地直接量測或可利用血液流速量測結果確定。流過腎臟動脈的血液體積流量通常在約500 mL/min至1000 mL/min範圍內。
腎臟動脈之熱力學性質亦受到關注。此等性質包括例如血液及/或血管壁之比熱容、血液及/或血管壁之導熱性、流過血管壁治療位點之熱對流。熱輻射亦可受到關注，但預計熱傳導及/或熱對流傳遞之量值明顯高於熱輻射傳遞之量值。
傳熱係數可依據經驗量測，或可依據與導熱率、血管直徑及紐塞數(Nusselt Number)之函數關係計算。紐塞數為雷諾數(Reynolds Number)及普蘭特數(Prandtl Number)之函數。計算雷諾數考慮流速及流量以及流體黏度及密度，而計算普蘭特數考慮比熱以及流體黏度及導熱率。流過腎臟動脈之血液的傳熱係數通常在約500W/m2K至6000W/m2K範圍內。
腎臟動脈的另一可關注特性為呼吸及/或血流脈動所誘導之腎臟相對於主動脈之移動程度。患者之位於腎臟動脈遠端的腎臟可在呼吸性偏移作用下向頭端移動達5cm之多。由此可引起連接主動脈及腎臟的腎臟動脈發生明顯移動，從而需要神經協調裝置之勁度與撓性達成絕佳平衡，以在呼吸循環期間使熱療元件與血管壁之間維持接觸。此外，腎臟動脈與主動脈之間的偏離角可因患者而顯著不同，且在患者體內亦可因例如腎臟移動而顯著不同。偏離角通常可在約30°至135°範圍內。
腎臟血管結構之此等及其他性質可約束及/或啟發用於經由血管內通路達成腎臟神經協調之裝置、系統及方法的設計。特定設計要求可包括進入腎臟動脈、促進神經協調 裝置與腎臟動脈內腔表面或壁之間穩定接觸，及/或用神經協調裝置安全地協調腎臟神經。
II.用於腎臟神經協調的導管裝置、系統及方法
A.概述
圖5展示經由血管內通路對左及/或右腎神經叢(RP)進行熱誘導式神經協調的系統10。
如剛才所述，左及/或右腎神經叢(RP)包圍各別的左及/或右腎臟動脈。腎神經叢(RP)與各別腎臟動脈緊密結合伸入腎實體中。該系統藉由通入左或右腎臟動脈的血管內通路對腎神經叢(RP)之神經協調進行熱誘導。
系統10包括血管內治療設備12。治療設備12經由通向各別腎臟動脈的血管內路徑14進入腎神經叢(RP)。
如圖5所示，治療設備12包括具有近端區域或部分18及遠端區域或部分20的細長軸桿16。
細長軸桿16之近端區域18視情況連接至把手總成200。把手總成200經設定尺寸及組態可由照護者在血管內路徑14外部以可靠或符合人體工學的方式握持及操縱(參見例如圖16A及圖6A)。照護者自血管內路徑14外部操縱把手總成200，可將細長軸桿16經由扭曲的血管內路徑14推入且遠距離操縱或致動遠端區域20。可利用影像導引(例如CT、放射攝影、IVUS、OCT或其他適合導引方式，或其組合)協助照護者操縱。
如圖6B中所示，藉由操縱細長軸桿16，細長軸桿16之遠端區域20可以實質性方式撓曲以進入各別的左/右腎臟動脈內。如圖28A及圖28B中所示，細長軸桿16之遠端區域20可經由導引導管94內的通道進入腎臟動脈內。細長軸桿16之遠端區域20攜帶至少一個能量傳遞元件24(例如射頻電極、電極、冷卻射頻電極、熱元件、熱力加熱元件、電阻加熱元件、冷凍切除施用器、微波天線、超音波轉換器、高強度聚焦超音波轉換器、雷射發射器)。能量傳遞元件24亦專門徑設定尺寸及組態以便在腎臟動脈內操縱及使用。
如圖6B所示，一旦進入腎臟動脈，即進一步操縱位於各別腎臟動脈內的遠端區域20及能量傳遞元件24，使得能量傳遞元件24與沿著各別腎臟動脈內壁之組織接近且對齊。在一些具體實例中，操縱遠端區域20亦將促成能量傳遞元件24與腎臟動脈壁接觸。在本申請案之上下文下，片語「能量傳遞元件與腎臟動脈壁之間的接觸」通常意謂相鄰實體接觸，而使腎臟動脈壁發生或不發生無創傷擴張且不會刺穿或貫穿腎臟動脈壁。
在圖6B之代表性具體實例中，遠端區域20之熱力加熱元件24定位於遠端區域之遠端尖部或端部，例如位於視情況存在之第三或遠端撓曲段44之遠端。然而，應瞭解，遠端區域20視情況可包含一或多個經定位相對更靠近端的額外熱力加熱元件。當設置多個熱力加熱元件時，熱力加熱元件可同時或逐漸地獨立傳遞功率(亦即，可以單極方式使用)，及/或可在任何所要組合的元件之間傳遞功率(亦即，可以雙極方式使用)。此外，照護者視情況能夠動態地選擇使用哪個熱力加熱元件傳遞功率，以便依照需要自腎臟動脈內形成高度可定製的損害。
在圖6C所示之一代表性具體實例中，一或多個額外熱力加熱元件24a視情況可靠近熱力加熱元件24(例如沿著第三撓曲段44)定位於視情況存在之第三撓曲段44之近端區域及/或定位於視情況存在之第二或中間撓曲段34之遠端區域，以便在與遠端定位之熱力加熱元件24縱向間隔、但通常呈角對齊之位置接觸腎臟動脈內壁。可指定熱力加熱元件24與24a之間距，以便為自腎臟動脈內使用元件時形成的損害設置所要間距。在一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24a相距遠達約1 cm。在其他具體實例中，熱力加熱元件24與24a之間距在約2 mm至約5 mm範圍內。在一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24a相距約5 mm。在另一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24a相距約2 mm。
另外/或者，如圖6D中所示，一或多個熱力加熱元件24b可相對更靠近端定位，以便在與遠端定位之熱力加熱元件24縱向有角度(例如對角)間隔的位置接觸腎臟動脈內壁。此(等)熱力加熱元件24b可定位於例如視情況存在之第二撓曲段34偏轉期間所形成之彎曲頂點、視情況存在之第二撓曲段34之近端區域、及/或第一或近端撓曲段32之遠端區域。將熱力加熱元件24b與熱力加熱元件24及/或與視情況存在之熱力加熱元件24a分隔的間距可依據需要指定，以便為腎臟血管結構內所形成的損害提供所要的縱向角間距。在一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24b相距約5 mm至約25 mm。在另一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24b相距可遠達約30 mm。在另一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24b相距約11 mm。在又一代表性具體實例中，熱力加熱元件24與24b相距約17.5 mm。
如下文亦將更詳細描述，使用時，細長軸桿16之不同區段提供不同機械功能。因此該等區段可依據需要、根據其尺寸、組態及機械性質區分：(i)經由小直徑進入位點經皮引入股動脈內；(ii)經由扭曲的血管內路徑14、經由髂動脈無創傷通入主動脈，及通入各別的左/右腎臟動脈，包括(iii)靠近左/右腎臟動脈與主動脈之接合處時明顯撓曲以便進入各別的左或右腎臟動脈內；(iv)控制各別腎臟動脈內之平移、偏轉、旋轉及/或致動，以便接近各別腎臟動脈之內壁且與其進行所要的對齊；(v)至少一個能量傳遞元件24置放成與內壁組織接觸；(vi)在腎臟動脈因呼吸及/或血流脈動而相對於主動脈移動期間使該至少一個能量傳遞元件與內壁產生實質上的穩定接觸力；及(vii)在腎臟動脈內經由收回及/或多個方向的偏轉及/或旋轉進行再定位以便進行隨後治療。
再參看圖5，系統10亦包括能量產生器26(例如射頻產生器)。在照護者或自動化控制演算法102控制下(如下文將更詳細描述)，產生器26產生選定形式及量值之能量。操作性附接至把手總成200的電纜28使能量傳遞元件24電連接至產生器26。自把手總成200沿著細長軸桿16或經由細長軸桿16管腔通過而到達能量傳遞元件24的至少一根供電線(未圖示)可將治療能量傳輸至能量傳遞元件24。可將控制機構(腳踏開關100)連接(例如氣動連接或電連接)至產生器26以便於操作者起動、終止及視情況調整產生器之各種操作特性，包括(但不限於)功率傳遞。
對於經由能量傳遞元件24提供單極電場傳遞的系統而言，可將中性或分散電極38電連接至產生器26且附接至患者外部。另外，一或多個感測器52(參見例如圖9A及圖9B)，諸如一或多個溫度感測器(例如熱電偶、熱敏電阻等)、阻抗感測器、壓力感測器、光感測器、流量感測器、化學感測器或其他感測器，可定位於能量傳遞元件附近或內部且連接至一或多根供電線。舉例而言，可包括總共兩根供電線，其中兩根電線均可傳輸來自感測器的信號且一根電線可用於雙重目的且亦可將能量傳輸至能量傳遞元件。或者，兩根電線可將能量傳輸至能量傳遞元件。
在各別腎臟動脈內，能量傳遞元件24與組織之間一旦接近、對齊且接觸(如圖6B所示)，即可將來自產生器26的能量經由能量傳遞元件24有目的地施加至組織，從而在腎臟動脈之局部區域及腎神經叢(RP)之相鄰區域誘發一或多種所要的神經協調作用，腎神經叢緊密地佈置於腎臟動脈外膜內或鄰近處。有目的地施加神經協調作用可沿著RP之全部或一部分達成神經協調。
神經協調作用可包括熱摘除、非摘除式熱變異或損傷(例如經由持續加熱及/或電阻加熱)，與電磁神經協調。所要的熱力加熱效應可包括提高目標神經纖維之溫度超過所要臨限值以達成非摘除式熱變異，或超過較高溫度以達成摘除式熱變異。舉例而言，對於非摘除式熱變異而言，目標溫度可高於體溫(例如約37℃)，但小於約45℃，或對於摘除式熱變異而言，目標溫度可為約45℃或高於45℃。所要的電磁神經協調作用可包括改變神經所傳輸之電信號。
現進一步詳細描述細長軸桿16、遠端區域20及能量傳遞元件24的特別尺寸、組態及機械性質，以及系統10的其他態樣。在其他具體實例中，系統10可具有不同組態及/或包括不同特徵。舉例而言，可提供替代性多能量傳遞元件設備，諸如多電極箱、螺旋管或套索，或氣球膨脹式設備，以便在接觸或不接觸血管壁的情況下血管內傳遞神經協調療法。
B.達成血管內進入腎臟動脈之細長軸桿的尺寸及組態
如上文所說明，血管內進入腎臟動脈內部可經由例如股動脈達成。如圖6A所示，細長軸桿16專門經設定尺寸且組態成可通過此血管內路徑14，自股動脈之經皮進入位置引入腎臟動脈內之目標治療位置。以此方式，照護者能夠使腎臟動脈內之能量傳遞元件24定向以用於其所要目的。
為實用起見，細長軸桿16(包括其攜帶的能量傳遞元件24)之任何區段之最大外部尺寸(例如直徑)係由細長 軸桿16所貫穿之導引導管或傳遞導管的內直徑決定。舉例而言，假定8 French的導引導管(其具有約0.091吋之內直徑)可能為用於進入腎臟動脈的最大導引導管(從臨床角度看)，且能量傳遞元件24與導引導管之間的間隙容限合理，則最大外部尺寸可現實地表示為小於或等於約0.085吋。然而，使用較小5 French的導引導管94可能需要細長軸桿16使用較小的外直徑。舉例而言，在5 French導引導管內通過的能量傳遞元件24具有不大於0.053吋之外部尺寸。在其他實例中，在6 French導引導管內通過的能量傳遞元件24具有不大於0.070吋之外部尺寸。
1.傳力段
如圖7A所示，細長軸桿16之近端區域18包括耦接至把手總成200的傳力段30。傳力段30經設定尺寸且組態成具有選定的機械性質，以便其自所進入之股動脈(左或右股動脈)、經由各別的髂分枝動脈引入主動脈內且接近目標腎臟動脈(左或右腎臟動脈)時，能夠實體通過血管內路徑14且在血管內路徑14內傳力。傳力段30之機械性質包括至少一種較佳有效長度(以吋或公分表示)。應瞭解，術語傳力段可與管狀細長軸桿或近端傳力段互換使用。
如圖7A所示，傳力段30包括較佳有效長度L1。較佳有效長度L1為進入位點與緊鄰於主動脈與腎臟動脈接合處之位置之間血管內路徑14內之解剖學距離的函數。利用人體解剖學教科書，加之照護者對目標位點的一般性瞭解或對目標位點之特定形態的事前分析，可獲得較佳有效長度 L1。較佳有效長度L1亦與所用導引導管(若有)之長度相關。在一代表性具體實例中，對於正常人而言，較佳有效長度L1包含約30cm至約110cm。若不使用導引導管，則較佳有效長度L1包含約30cm至約35cm。若使用55cm長度的導引導管，則較佳有效長度L1包含約65cm至約70cm。若使用90cm長度的導引導管，則較佳有效長度L1包含約95cm至約105cm。
傳力段30亦包括較佳軸向勁度及較佳抗扭勁度。較佳軸向勁度表示傳力段30能夠沿著血管內路徑14之長度推進或收回而無彎折或實質性變形。由於傳力段30必需存在一些軸向變形以在不形成太大阻力的情況下沿著扭曲的血管內路徑14通行，因此傳力段之較佳軸向勁度亦應提供此能力。較佳抗扭勁度表示傳力段30能夠使細長軸桿16沿著其長度、圍繞其縱向軸旋轉而不產生扭折或永久變形。如下文將更詳細描述，在各別腎臟動脈內，需要細長軸桿16之遠端區域20能夠推進及收回、以及旋轉。
傳力段30之軸向勁度及旋轉勁度之所要量值可藉由選擇可提供指示軸向及抗扭勁度之所要彈性模數(根據例如楊氏模數(Young's Modulus)(E)表示)的組成材料以及選擇傳力段之構造及組態(根據例如其內直徑、外直徑、壁厚及結構特徵，包括橫截面尺寸及幾何形狀)來獲得。代表性實施例更詳細描述於下文。
2.第一撓曲段
如圖7A及圖7B所示，細長軸桿16之遠端區域20耦 接至傳力段30。傳力段30之長度L1通常用於將遠端區域20帶入各別腎臟動脈與主動脈接合處之附近(如圖6B所示)。傳力區之軸向勁度及抗扭勁度可將軸向力及旋轉力自把手總成200傳遞至遠端區域20，如下文將更詳細地描述。應瞭解，術語第一撓曲段可與撓性管狀結構互換使用。
如圖7B中所示，遠端區域20包括緊鄰於傳力段30的第一撓曲段32。第一撓曲段32經設定尺寸且組態成具有按指定較佳進入角度α 1明顯撓曲或彎曲且在旋轉期間提供扭矩傳遞而不會使細長軸桿16折斷、壓扁、實質性變形或明顯扭絞的機械性質。第一撓曲段32提供的撓曲性應足以使遠端區域20經由導引導管推入腎臟動脈內而不會實質上伸直導引導管。
角度α 1定義為治療設備12通行至主動脈(傳力段30沿著其對齊)與目標腎臟動脈(遠端區域20沿著其對齊)之間時必須轉折的偏轉角(此亦展示於圖6B中)。此角度為第一撓曲段32必須接近的角度，以使細長軸桿16之遠端區域20與目標腎臟動脈對齊，而細長軸桿16之傳力段30仍與主動脈之天然軸對齊(如圖6B所示)。血管愈扭曲，或腎臟動脈與主動脈之偏離角愈嚴重，則為了促進治療設備之遠端區域進入腎臟動脈，需要第一撓曲段32之彎曲度愈大且角度α 1愈小。
當導管位於患者外部且第一撓曲段32呈實質上筆直、非偏轉組態時，角度α 1(如圖7B中所示)為約180°。第一撓曲段32完全偏轉時，角度α 1減小為約30°與180°之間的任一角度。在一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α1為約30°至約135°。在另一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α1為約90°。
第一撓曲段32經設定尺寸且組態成具有在主動脈與腎臟動脈接合處附近按進入角度α1明顯突然撓曲或彎曲的機械性質。第一撓曲段32因其尺寸、組態及機械性質而必須消除此等撓曲或彎曲力而不會折斷、壓扁、變形或明顯扭絞。第一撓曲段之此撓曲或彎曲可至少部分地發生於導引導管之遠端區域內而不會實質上伸直導引導管。第一撓曲段32消除此等撓曲或彎曲力使得細長軸桿16之遠端區域20沿著血管內路徑14進入左或右目標腎臟動脈內成為可能。
第一撓曲段32經設定尺寸且經組態成長度L2小於長度L1(參見圖7A)。此原因為，股動脈進入位點與主動脈和腎臟動脈接合處之間的距離(通常約40 cm至約55 cm)通常大於主動脈與沿著腎臟動脈長度之最遠端治療位點之間的腎臟動脈長度(通常小於約7 cm)。利用人體解剖學教科書，加之照護者對該位點的一般性瞭解或對目標位點之特定形態的事前分析，可獲得較佳有效長度L2。舉例而言，長度L2通常可小於約15 cm，例如可小於約10 cm。在一代表性具體實例中，長度L2可為約9 cm。
所選擇的理想長度L2可使得第一撓曲段32之一部分在位於或接近長度L1之主動脈中部分地置放且使得第一撓曲段32之剩餘部分在腎臟動脈內部分地置放(如圖6B所示)。第一撓曲段32以此方式設定穩定支撐於血管結構內的轉折性彎曲。
在圖7B之偏轉組態中，第一撓曲段32包含曲率半徑RoC1。在第一撓曲段32之曲率沿著長度L2不變或一致的具體實例中，長度L2與偏轉角度α1可限定曲率半徑RoC1。應瞭解，第一撓曲段32之曲率，且從而第一撓曲段之曲率半徑RoC1，可替代性沿著長度L2改變。
在曲率不變的此等具體實例中，長度L2可限定等效曲率半徑為RoC1之圓之周長C1的分數(180°-α1)/360°。因此，此等效圓之周長為：
求解曲率半徑RoC1：
因此，在第一撓曲段32之一代表性具體實例(其中第一撓曲段之曲率沿著長度L2不變，長度L2小於或等於約9 cm，且角度α1為約30°至約135°)中，曲率半徑RoC1為約3.5 cm至約11.5 cm。在第一撓曲段32之一代表性具體實例(其中第一撓曲段之曲率沿著長度L2不變，長度L2小於或等於約9 cm，且角度α1為約90°)中，曲率半徑RoC1小於或等於約5.75 cm。
顯然，方程式(11)可移項，使得長度L2及曲率半徑RoC1限定角度α1。此外，方程式(11)可移項，使得曲率半徑RoC1及角度α1限定長度L2。因此，在第一撓曲段34之曲率沿著長度L2不變的具體實例中，長度L2、角度α1及曲率半徑RoC1中的任一者可藉由指定其餘兩個變數來指定。
如下文將更詳細描述，及如圖6B中所示，第一撓曲段32之長度L2視情況不沿著腎臟動脈之目標長度的全長延伸。此原因為，細長軸桿16之遠端區域20視情況包括一或多個位於第一撓曲段32遠端(接近腎實體)的額外撓曲段，以提供對於治療設備12之治療目標而言具有重要性的其他不同功能。如下文將描述，能夠經由第一撓曲段32傳輸扭矩使得旋轉熱力加熱設備以使能量傳遞元件在腎臟動脈內正確定位以便治療成為可能。
就軸向勁度及抗扭勁度而言，第一撓曲段32之機械性質可且最好不同於傳力段30之機械性質。此原因為第一撓曲段32與傳力段在使用時提供不同功能。或者，第一撓曲段32與傳力段30之機械性質可相似。
傳力段30在使用時用於傳輸軸向載荷及扭矩越過血管路徑內相對較長的長度(L1)。相比之下，第一撓曲段32需要傳輸軸向載荷及扭矩越過緊鄰於或位於各別腎臟動脈內之較短長度L2。重要的是，第一撓曲段32必須突然依循靠近主動脈與各別腎臟動脈接合處的進入角度α1，而不使賦予進入角度α1的導引導管折斷、壓扁、實質性變形、或明顯扭絞、或伸直。此為傳力段不需要執行的功能。因此，第一撓曲段32經設定尺寸且組態成勁度小於且撓性大於傳力段30。
另外，當各別腎臟因患者呼吸而移動時，第一撓曲段32可使能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁維持穩定接觸。患者呼吸時，腎臟可移動，致使腎臟動脈圍繞位於腎臟動脈與主動脈接合處的小孔旋轉。能量傳遞期間，需要能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之間穩定接觸。因此，能量傳遞元件24必須隨同腎臟動脈一起相對於主動脈移動。第一撓曲段32具有的在主動脈與腎臟動脈接合處附近按進入角度α1提供明顯突然撓曲或彎曲之機械性質，亦允許位於第一撓曲段32遠端的導管區段圍繞小孔無大礙地旋轉，從而使能量傳遞元件維持與腎臟動脈內壁的穩定接觸力。在一些具體實例中，當第一撓曲段32可控地偏轉時，位於第一撓曲段32遠端的可偏轉區段34可比第一撓曲段32更強勁。可偏轉區段34之額外勁度有助於維持能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之間的穩定接觸力且因第一撓曲段32之撓性變形而允許導管隨腎臟動脈一起相對於主動脈足夠自由地移動。腎臟動脈圍繞主動脈接合處旋轉，以致與主動脈之接合處距離遠的腎臟動脈移動幅度增大。位於第一撓曲段32遠端之遠端區域20的長度以及第一撓曲段32的長度經組態以使得第一撓曲段32之更多部分定位於腎臟動脈中更遠端的治療位點，以在主動脈接合處附近提供足夠強的撓性，從而允許能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之更遠端治療位點之間產生穩定接觸力，特別是更遠端治療位點之移動增大期間。
第一撓曲段32之軸向勁度、旋轉勁度及撓性之所要量值可藉由選擇可提供指示撓性之所要彈性模數(根據例如楊氏模數(E)表示)的組成材料以及選擇傳力段之構造及組態(根據例如其內直徑、外直徑、壁厚及結構特徵，包括橫截面尺寸及幾何形狀)來獲得。代表性實施例將更詳細描述於下文。
雖然傳力段30及第一撓曲段32最好具有與其各別功能唯一匹配的勁度及撓性性質，但傳力段30與第一撓曲段32可包含相同材料、尺寸及幾何構型，以使得傳力段30與第一撓曲段32組成相同區段。
3.第二撓曲段
如圖7A、圖7B及圖7C中所示，細長軸桿16之遠端區域20視情況亦可包括位於第一撓曲段32遠端的第二撓曲段34。在一些具體實例中，能量傳遞元件24可由第二撓曲段34支撐。應瞭解，術語第二撓曲段可與可偏轉區段或中間撓曲段或可偏轉管狀體或多向可偏轉總成互換使用。
第二撓曲段34經設定尺寸、組態且具有按較佳接觸角度α 2提供獨立於第一撓曲段32之進一步撓曲或彎曲而不產生折斷、壓扁、實質性變形或明顯扭絞的機械性質。第二撓曲段34提供的撓曲性亦應足以使遠端區域20經由導引導管推入腎臟動脈內而不會伸直導引導管。第二撓曲段34在一些具體實例中經組態以向多個方向可控地偏轉。
較佳接觸角度α 2定義為能量傳遞元件24在腎臟動脈內可徑向偏轉以使能量傳遞元件24與各別腎臟動脈之內壁建立接觸的角度(如圖6B所示)。接觸角度α 2之量值及第二撓曲段L3之長度較佳係依據能量傳遞元件24所置放之各別腎臟動脈之自然內直徑(其可在約2mm與約10mm之間變化)以及能量傳遞元件24之直徑。腎臟動脈直徑最通常在約2mm與約8mm之間變化，平均直徑為約6mm。
第二撓曲段34自第一撓曲段32遠端延細長度L3進入目標腎臟動脈內(參見圖6B)。選擇長度L3時，宜考慮伸入腎臟動脈內之第一撓曲段32之長度L2以及各別腎臟動脈之解剖學，以便將能量傳遞元件24(攜帶於遠端區域20之端部)主動置放於目標治療位點或其附近(如圖6B所示)。考慮長度L2，利用人體解剖學教科書，加之照護者對該位點的瞭解或對目標位點之特定形態的事前分析，可獲得長度L3。
如圖7A所示，第二撓曲段34宜設定尺寸且組態成長度L3小於長度L2。此原因為，就長度而言，主動使能量傳遞元件24偏轉成與腎臟動脈壁接觸所必需的距離明顯小於使細長軸桿16彎曲以自主動脈進入腎臟動脈內所必需的距離。因此，腎臟動脈長度大部分由第二撓曲段34佔據且由第一撓曲段32佔據的不太多。
在一代表性具體實例中，L2小於或等於約9cm且L3為約5mm至約15mm。在某些具體實例中，特別是在相對較長的血管中治療時，L3可小於或等於約20mm。在另一代表性具體實例中，且如下文更詳細描述，L3小於或等於約12.5 mm。在另一代表性具體實例中，特別是第二撓曲段包含鉸鏈接頭的具體實例中，L3不大於3 mm、約12.5 mm。
當導管位於患者外部且第二撓曲段34呈實質上筆直、非偏轉組態時，角度α2(如圖7C中所示)為約180°。第二撓曲段34完全偏轉時，角度α2縮小成約45°與180°之間的任一角度。在一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α2為約75°至約135°。在另一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α2小於或等於約90°。
在圖7C之偏轉組態中，第二撓曲段34包含曲率半徑RoC2。在第二撓曲段34之曲率沿著長度L3不變或一致的具體實例中，長度L3與接觸角度α2可限定曲率半徑RoC2。應瞭解，第二撓曲段34之曲率，且從而第二撓曲段之曲率半徑RoC2，可替代性地沿著長度L3變化。
在曲率不變的此等具體實例中，長度L3可限定等效曲率半徑為RoC2之圓之周長C2的分數(180 o -α2)/360。因此，此等效圓之周長為：
求解曲率半徑RoC2：
因此，在第二撓曲段34之一代表性具體實例(其中第二撓曲段之曲率沿著長度L3不變，長度L3為約5 mm至約20 mm，且接觸角度α2為約75°至約135°)中，曲率半徑RoC2為約3mm至約25 mm。在第二撓曲段34之一代表性具體實例(其中第二撓曲段之曲率沿著長度L3不變，長度L3為約12.5 mm，例如小於或等於約12.5 mm，且角度α2為約75°至約135°)中，曲率半徑RoC2為約7 mm至約16 mm，例如小於或等於約15 mm。在第二撓曲段34之一代表性具體實例(其中第二撓曲段之曲率沿著長度L3不變，長度L3為約12.5 mm，且角度α2為約90°)中，曲率半徑RoC2為約8 mm。
顯然，方程式(13)可移項，以使得長度L3與曲率半徑RoC2限定接觸角度α2。此外，方程式(13)可移項，以使得曲率半徑RoC2與角度α2限定長度L3。因此，在第二撓曲段34之曲率沿著長度L3不變的具體實例中，長度L3、角度α2及曲率半徑RoC2中的任一者可藉由指定其餘兩個變數來指定。
在圖7C之偏轉組態中，第二撓曲段34使能量傳遞元件24定位於與剛好處於第一撓曲段32遠端之第二撓曲段34之縱向軸A相距尺寸為Y之處。尺寸Y可為約2 mm至約20 mm不等。在有些組態中，且大多數腎臟動脈之尺寸已知，尺寸Y可為約5 mm至約15 mm不等。由於大多數腎臟動脈之平均直徑如下所述，通常小於10 mm，因此尺寸Y可能需要小於或等於10 mm。舉例而言，Y尺寸可為6mm或8 mm，或6 mm(包括6 mm)至10 mm(包括10 mm)之間的任一尺寸。
舉例而言，人類腎臟動脈之平均直徑為約2 mm至約8 mm，但可在約2 mm至約10 mm範圍內。因此，若第一撓曲段32之遠端靠近具有8 mm直徑之動脈之壁定位，則第二撓曲段34能夠以足以使能量傳遞元件24接觸動脈之反向壁的程度偏轉。然而，在其他具體實例中，尺寸Y可具有不同值且可具有過大尺寸以有利於在筆直或彎曲的血管中接觸。第二撓曲段34亦組態成可使能量傳遞元件24定位於與第一撓曲段32之遠端相距尺寸為X之處。尺寸X可變化，例如根據尺寸Y及長度L3而變。
如圖7C所示，細長軸桿16之遠端區域20由於具有第一撓曲段32及第二撓曲段34，因此在使用時可以複合多向彎曲結構36置放。複合多向彎曲結構36包含位於進入角度α1、橫越長度L2的一個偏轉區域(第一撓曲段32)及位於接觸角度α2、橫越長度L3的第二偏轉區域(第二撓曲段34)。在複合多向彎曲中，L2與L3以及角度α1與角度α2可不相同。此原因為，角度α1及長度L2專門經設定尺寸且組態成經由股動脈進入點進入各別腎臟動脈內，且角度α2及長度L3專門經設定尺寸且組態成使能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁對齊。
在所說明的具體實例(參見例如圖7C)中，第二撓曲段34經設定尺寸且組態成可允許照護者遠距離偏轉位於腎臟動脈內之第二撓曲段34，以使能量傳遞元件24徑向定位以與腎臟動脈內壁接觸。
在所說明的具體實例中，將控制機構耦接至第二撓曲段34。控制機構包括附接至第二撓曲段34之遠端的控制線40(代表性具體實例展示於圖12B及圖12C中且將在下文中更詳細描述)。應瞭解，術語控制線可與撓曲控制元件互換使用。控制線40就近通過細長軸桿16且耦接至位於把手總成200上的致動器260(亦稱為撓曲控制器)。操作致動器260(例如由照護者拉近或推進致動器260)可將控制線40拉回以向第二撓曲段34施加壓縮力及彎曲力(如圖7C及圖12C所示)，從而產生彎曲。第二撓曲段34之壓縮力與視情況偏移方向之勁度組合(進一步描述於下文)使第二撓曲段34偏轉，且從而使能量傳遞元件24徑向移向腎臟動脈內壁(如圖6B所示)。
如下文將更詳細描述，細長軸桿16之遠端區域20最好經設定尺寸且組態成可使第二撓曲段34之勁度圍繞其周長改變。可變的環向勁度賦予第二撓曲段34優先性及方向性彎曲(亦即偏移方向之勁度)。回應於致動器260之操作，第二撓曲段34可組態成以單一優先性方向彎曲。舉例說明此特徵的代表性具體實例將在下文更詳細描述。描繪多向彎曲的其他代表性具體實例亦將在下文更詳細描述。
第二撓曲段34之壓縮力及彎曲力及偏轉所致之方向性彎曲導致第二撓曲段之軸向勁度改變。致動控制線40用於增大第二撓曲段之軸向勁度。如下文將描述，所偏轉之第二撓曲段之軸向勁度與導管治療設備之遠端區域之其他撓性態樣組合可有利於執行腎臟動脈神經協調治療。
就軸向勁度及抗扭勁度而言，第二撓曲段34之機械性質可且最好不同於第一撓曲段32之機械性質。此原因為第一撓曲段32與第二撓曲段34在使用時提供不同功能。
第一撓曲段32傳輸軸向載荷及扭矩越過的長度(L2)長於第二撓曲段34(L3)。重要的是，第二撓曲段34亦經設定尺寸且組態成可在腎臟動脈內由照護者遠距離偏轉。在此配置中，需要降低偏轉阻力。此為第一撓曲段32不需要執行的功能。因此，第二撓曲段34最好經設定尺寸且組態成具有較小勁度(當控制線40不致動時)且重要的是，在至少一個運動平面中具有大於第一撓曲段32的撓性。
然而，因為位於第一撓曲段32遠端的第二撓曲段34先於第一撓曲段32通過進入角度α 1，所以第二撓曲段34亦包括按較佳進入角度α 1提供其撓曲或彎曲而不會使細長軸桿16折斷、壓扁、實質性變形或明顯扭絞的機械性質。
第二撓曲段34之軸向勁度、旋轉勁度及撓性之所要量值可藉由選擇可提供指示撓性之所要彈性模數(根據例如楊氏模數(E)表示)的組成材料以及選擇第二撓曲段34之構造及組態(根據例如其內直徑、外直徑、壁厚及結構特徵，包括橫截面尺寸及幾何形狀)來獲得。代表性實施例將更詳細描述於下文。軸向勁度、抗扭勁度及撓性為可量測且可以習知方式特性化的性質。
如前文所述，第一撓曲段32與第二撓曲段34最好包括軸向勁度足以將軸向定位力傳輸至能量傳遞元件24的機 械性質。藉由在把手總成200上拉回，傳力段30及第一撓曲段32及第二撓曲段34傳輸軸向力以使能量傳遞元件24在腎臟動脈內向近端方向收回(離開腎臟)。同樣，藉由在把手總成200上推進，傳力段30及第一撓曲段32及第二撓曲段34傳輸軸向力以將能量傳遞元件24在腎臟動脈內推向遠端方向(朝向腎臟)。從而，照護者藉由自血管內路徑14外部操縱把手總成200或軸桿可將遠端區域20及能量傳遞元件24在腎臟動脈內向近端收回。
如前文所述，第一撓曲段32與第二撓曲段34最好亦均包括允許傳遞足以使治療設備12之遠端區域20旋轉之旋轉扭矩的抗扭強度性質，以便當偏轉第二撓曲段34時，能量傳遞元件24橫靠著血管壁之圓周。藉由牽引或推進致動器使能量傳遞元件24偏轉、從而達成血管壁接觸、且接著旋轉傳力段30且從而旋轉第一撓曲段32及第二撓曲段34，可使能量傳遞元件24在腎臟動脈內沿環向路徑旋轉。如下文所述，此旋轉特徵能夠使臨床操作者維持血管壁接觸，因為能量傳遞元件24正重定位於另一治療位點。藉由在治療之間維持壁接觸，臨床操作者在目視不良的情況下能夠在隨後治療中以較高確定性的取向達成壁接觸。
4.第三撓曲段
如圖7A、圖7B、圖7C及圖7D所示，細長軸桿16之遠端區域20視情況亦可包括位於視情況存在之第二撓曲段34遠端的第三撓曲段44。第三撓曲段可與遠端撓曲段及力阻抑段互換使用。在此配置中，第二撓曲段34之長度L3可因長度L4而縮短，長度L4構成第三撓曲段44之長度。在此配置中，能量傳遞元件24攜帶於第三撓曲段44之遠端。
如圖7D所示，第三撓曲段44經設定尺寸、組態且具有按較佳治療角度α3提供獨立於第一撓曲段32及第二撓曲段34之進一步撓曲或彎曲的機械性質。第三撓曲段44亦應提供足以使遠端區域20經由導引導管推入腎臟動脈內的撓曲而不會使導引導管伸直或導致血管損傷。治療角度α3圍繞遠端區域20之軸的明顯撓曲(代表性具體實例展示於圖15C中)。不在醫師之直接控制下，回應於能量傳遞元件24與壁組織之間的接觸，第三撓曲段發生撓曲，引起能量傳遞元件24相對於第二撓曲段34發生徑向偏轉(參見圖6B)。經由血管壁接觸之螢光鏡檢查或其他血管攝影術導引，臨床操作者可獲得第三撓曲段被動偏轉的視覺反饋(如圖46A至圖46E中所示)。另外，第三撓曲段取向最好使組織區域沿著能量傳遞元件24之一側接觸，從而增大接觸面積。第三撓曲段44亦使能量傳遞元件24偏移而抵靠組織，從而使能量傳遞元件24穩定。
第三撓曲段44之功能為治療提供額外益處。當致動控制線40而偏轉第二撓曲段34、從而迫使能量傳遞元件24抵靠動脈內壁時，第三撓曲段可有效阻抑能量傳遞元件24與血管壁之間的接觸力。在腎臟動脈治療中，因為呼吸及/或脈搏血流引起腎臟動脈移動，所以此作用尤為重要。雖然第一撓曲段之撓性允許治療導管之遠端區域在呼吸期間隨著腎臟動脈移動而移動，但第二撓曲段偏轉所引起之軸向勁度增強可有助於整合遠端區域以使能量傳遞元件與血管壁之間維持接觸。第三撓曲段有助於軟化或緩衝接觸力，從而可達成且維持無創傷接觸，特別是在腎臟動脈移動期間。第三撓曲段藉由阻抑此接觸力而使對血管壁的機械性損傷機率最小化且避免能量傳遞元件與血管壁之間過度接觸(參見有效表面積之論述)。
如圖7A所示，第三撓曲段44宜設定尺寸且組態成長度L4小於長度L3。此原因為，就長度而言，使能量傳遞元件24取向且穩定接觸腎臟動脈壁所必需的距離明顯小於使能量傳遞元件24在腎臟動脈內徑向偏轉所必需的距離。在一些具體實例中，長度L4可長達約1 cm。在其他具體實例中，長度L4為約2 mm至約5 mm。在一代表性具體實例中，長度L4小於或等於約5 mm。在另一代表性具體實例中，長度L4小於或等於約2 mm。在其中可偏轉區段34包含鉸鏈接頭的另一代表性具體實例中，長度L4小於或等於約16 mm，在此具體實例中，長度L4可大於可偏轉區段34之長度L3。
當導管超出患者體外且第三撓曲段44呈實質上筆直、非偏轉組態時，治療角度α3(如圖7D中所示)為約180°。第三撓曲段44完全偏轉時，角度α3縮小為約45°與180°之間的任一角度。在一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α3為約75°至約135°。在另一代表性具體實例中，完全偏轉時，角度α3為約90°。
在圖7D之被動偏轉式組態中，第三撓曲段44包含曲率半徑RoC3。在第三撓曲段44之曲率沿著長度L4不變或一致的具體實例中，長度L4與接觸角度α3可限定曲率半徑RoC3。應瞭解，第三撓曲段44之曲率，且從而第三撓曲段之曲率半徑RoC3，可替代性地沿著長度L4變化。
在曲率不變的此等具體實例中，長度L4可限定等效曲率半徑為RoC3之圓之周長C3的分數(180°-α3)/360°。因此，此等效圓之周長為：
求解曲率半徑RoC2：
因此，在第三撓曲段44之一代表性具體實例(其中第三撓曲段之曲率沿著長度L4不變，長度L4為約2mm至約5mm，且接觸角度α3為約75°至約135°)中，曲率半徑RoC3為約1mm至約6mm。
顯然，方程式(15)可移項，以使得長度L4與曲率半徑RoC3限定接觸角度α3。此外，方程式(15)可移項，以使得曲率半徑RoC3與角度α3限定長度L4。因此，在第三撓曲段44之曲率沿著長度L4不變的具體實例中，長度L4、角度α3及曲率半徑RoC3中的任一者可藉由指定其餘兩個變數來指定。
第三撓曲段44與第二撓曲段34之機械性質就軸向勁度、抗扭勁度及撓性而言可相似。然而，第三撓曲段44可設定尺寸且組態成勁度小於第二撓曲段且重要的是撓性大於第二撓曲段。
在剛剛所述(及如圖7D中所示)的具體實例中，遠端區域20可包含第一或近端撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44。第一、第二及第三撓曲段彼此獨立地發揮作用，以使得細長軸桿16之遠端區域20在使用時可以更配合的複合多向彎曲結構36置放。此配合的複合多向彎曲結構36包含位於進入角度α1、橫越長度L2的第一偏轉區域(第一撓曲段32)；位於接觸角度α2、橫越長度L3的第二偏轉區域(第二撓曲段34)；及位於治療角度α3、橫越長度L4的第三偏轉區域(第三撓曲段44)。在此配合的複合多向彎曲結構36中，所有長度L2、L3及L4及所有角度α1、α2及α3可不同。此原因為，角度α1及長度L2專門經設定尺寸且組態成經由股動脈進入點自主動脈進入各別腎臟動脈內；角度α2及長度L3專門經設定尺寸且組態成使能量傳遞元件24元件與腎臟動脈內壁對齊；且角度α3及長度L4專門經設定尺寸且組態成使組織與能量傳遞元件之間的表面接觸最佳化。
遠端區域20之分別第一、第二及第三撓曲段之L2、L3及L4與傳力段30之長度L1及能量傳遞元件24之長度L5(參見圖8A)之複合長度(亦即，複合長度等於L1+L2+L3+L4+L5)確定治療設備12之細長軸桿16之工作長度。在有些代表性具體實例中，此工作長度為約40cm至約125cm。在一代表性具體實例中，若不使用導引導管，則此工作長度可為約40cm至約50cm。或者，若使用55cm長度的導引導管，則此工作長度可為約70cm至約80cm。若使用90cm長度的導引導管，則此工作長度可為約105cm至約115cm。
C.用於在腎臟動脈中達成神經協調之能量傳遞元件的尺寸及組態
在有些患者中，可能需要沿著腎臟動脈之縱向軸產生環向間隔的多個局灶性損害。然而，應瞭解，可替代地或另外產生具有所要縱向及/或環向尺寸的單一局灶性損害、一或多個整圓損害、多個位於一般縱向位置的環向間隔之局灶性損害、及/或多個位於一般環向位置的縱向間隔之局灶性損害。
沿著腎臟動脈之縱向軸產生環向間隔的多個局灶性損害可避免形成整圓損害，從而降低血管狹窄之風險，同時仍提供環向治療圍繞腎臟動脈所分佈之腎神經叢的良機。各損害需要覆蓋血管周長之至少10%以提高損傷腎神經叢之機率。然而，重要的是各損害不應太大(例如大於血管周長之60%)以免增加狹窄效應之風險(或其他非所要的癒合反應，諸如血栓形成，或附帶損害)。在一個具體實例中，能量傳遞元件24組態成可對血管周長之至少30%(亦即大於或等於30%)產生損害。在另一個具體實例中，能 量傳遞元件24組態成可對大於或等於30%、但小於60%之血管周長產生損害。亦重要的是，各損害深度足以透入且超過外膜，從而損傷腎神經叢。然而，太深(例如>5mm)的損害具有干擾非目標組織及組織結構(例如腎靜脈)的風險，因此需要控制熱療深度。
如下文更詳細所述，能量傳遞元件24可傳遞至腎臟動脈內之第一治療位點，以使得能量傳遞元件24定位成與動脈內壁接觸以便治療腎神經叢(參見圖43C)。一旦依需要在動脈內定位，即可經由能量傳遞元件傳遞能量以在此第一治療位點產生第一局灶性損害(參見圖43D)。第一局灶性損害產生圍繞垂直於動脈壁或縱向軸之徑向平面或橫截面內之腎臟動脈之整個周長、離散的第一治療段98a(亦即，第一局灶性損害圍繞血管壁之周長非全程延伸)。因此，存在圍繞垂直於動脈縱向軸之第一治療段徑向平面內之動脈周長的離散未治療段。
在第一治療段98a形成第一局灶性損害之後，能量傳遞元件24視情況可相對於腎臟動脈換個角度再定位(參見圖43E及圖43F)。此換角度再定位可例如經由把手總成200將治療設備12之細長軸桿16旋轉一個角度來達成(參見圖16A)。除能量傳遞元件24之換角度再定位外，能量傳遞元件視情況可沿著腎臟動脈之縱長或縱向維度再定位(參見圖43E)。此縱向再定位可例如經由把手總成200平移治療設備12之細長軸桿16來達成，且可在能量傳遞元件24之換角度再定位之前、之後或同時進行。
能量傳遞元件24以縱向維度與角維度再定位可將能量傳遞元件置放成在第二治療位點與腎臟動脈內壁接觸以便治療腎神經叢(參見圖43E)。接著可經由能量傳遞元件傳遞能量以在此第二治療位點形成第二局灶性損害，從而產生第二治療段98b及第二未治療段(參見圖43F)。
如同第一局灶性損害所產生的第一治療段，圍繞腎臟動脈之整個周長的第二治療段為離散的。然而，第一治療段與第二治療段(以及第一未治療段與第二未治療段)圍繞腎臟動脈之角維度及縱長維度彼此間分別呈有角度的及縱向上的偏離(參見圖43G)。沿著腎臟動脈之不同橫截面或徑向平面定位的第一治療段與第二治療段可圍繞共同橫截面重疊，得到複合治療段，其涵蓋之動脈周長的部分大於任一個別治療段。由於此複合治療段離散(亦即，其由在縱向上及角度上有間隔的多個治療段形成)，因此相較於在單一治療位點(亦即，單一縱向位置或圍繞腎臟動脈之單一橫截面)形成涵蓋動脈周長之等效部分的單一局灶性損害，預計可以更低的血管狹窄風險治療動脈壁周長之更大部分。
一或多個額外局灶性損害視情況可在一或多個在角度上及縱向上有間隔的額外治療位點形成以產生在角度上及縱向上有間隔的額外治療段(參見圖43G至圖43K)。在一代表性具體實例中，治療段之全部或一部分重疊可得到複合治療段，其離散(亦即，沿著腎臟動脈之縱長維度或縱向軸分散)、然而呈實質上環形(亦即，圍繞腎臟動脈周長、橫越動脈之縱長區段實質上全程延伸)。此重疊治療段最好不產生沿著垂直於動脈之任何個別徑向平面或橫截面的連續環向損害，與產生此等連續環向損害的環向治療相比，可降低形成急性或後期狹窄的風險。
藉由將能量傳遞元件沿著多個縱長位置以不同角取向定位進行的離散環向治療較佳可作用於實質上沿著動脈縱長維度擴展的解剖結構。此等解剖結構可為神經纖維及/或支撐神經纖維的結構(例如腎神經叢)。此外，此等離散環向治療可緩和或減少圍繞動脈角維度擴展之結構(諸如平滑肌細胞)中所誘發的潛在不良效應。若欲替代性地形成連續環向損害，則平滑肌細胞相對於動脈之角取向或環向取向可能會提高急性狹窄或後期狹窄或急性血管痙攣之風險。
在多個能量傳遞元件組態(例如多電極組態)中，諸如圖6C及圖6D中，多個離散環向治療段可於腎臟動脈內在單次導管置放期間產生。多個能量傳遞元件可間隔定位，以使得其在縱向上及角度上彼此間隔且使得其產生縱向偏移及角度相反或偏移的治療段。收回及旋轉治療設備12可使能量傳遞元件再定位而產生在縱向上及角度上分隔的其他治療段，從而使從業者能夠經由導管置放產生多個治療段及僅經由兩次導管置放產生數個治療段。
在一些具體實例中，如下文針對圖26所論述，治療設備12之遠端區域20可包含其中多個熱力加熱元件沿著其長度定位的螺旋狀偏轉組態。在腎臟動脈內以螺旋狀偏轉組態定位時，多個熱力加熱元件24可沿著與動脈壁接觸之遠端區域之縱向長度環向間隔。在一些具體實例中，離散環向治療可經由單次導管置放來達成而無需使遠端區域20角向或縱向再定位。
如所述(及如圖8A所示)，能量傳遞元件24經設定尺寸且組態而在使用時接觸腎臟動脈內壁。在所說明的具體實例(參見圖8A)中，能量傳遞元件24採取電極46之形式，其經設定尺寸且組態成可向血管壁施加來自產生器26、包含射頻(RF)的電場。在所說明的具體實例中，電極46係以單極(monopolar/unipolar)模式操作。在此配置中，建立所施RF電場的返回路徑，例如藉由外部分散電極(圖6A中以38所示)，亦稱參考電極或中性電極來建立。單極施加RF電場能係用於電阻加熱電極46附近的組織。施加RF電場可熱損傷組織。治療目標為熱誘導目標神經纖維中之神經協調(例如壞死、熱變異或摘除)。熱損傷在血管壁中形成損害，其展示於例如圖9B中。或者，可以不會熱損傷組織的振動強度傳遞RF電場，藉此經由電調節神經信號來達成目標神經中之神經協調。
能量傳遞元件24或電極46與血管壁之間的有效接觸表面積(ASA)在很大程度上涉及熱能場為將腎神經叢(RP)中之目標神經纖維熱損傷而跨越血管壁傳遞的效率及可控性。能量傳遞元件24及電極46之有效表面積定義為可置放成抵靠組織緊密接觸的元件24或電極46之能量發射面積。能量傳遞元件與血管壁之間接觸過多及/或功率過大可能會在組織與能量傳遞元件之間的界面處或圍繞此界面產生不適當的高溫，從而在此界面處引起過熱產生及/或血管壁痙攣及收縮。此過熱亦可引起過大的環向損害，提高狹窄風險。此過熱亦會對血管壁產生非所要的熱損傷，使血管組織變硬且乾縮，導致其更易刺穿及穿孔。另外，組織乾縮(亦即脫水)會降低組織之電導率及熱導率。降低的傳導性可能潛在地引起損害太淺而無法到達神經纖維且亦可引起過熱積累，導致血管壁出現增強且非所要的損傷及血栓形成之可能性提高。雖然壁接觸及受熱過度之風險很大，但能量傳遞元件與血管壁之間的接觸太少會減弱治療功效。舉例而言，接觸太少可導致血管壁淺表受熱，從而引起損害過小(例如小於血管周長之10%)及/或過淺而無法到達目標腎臟神經纖維。
雖然能量傳遞元件24及電極46之有效表面積(ASA)對於產生所要尺寸及深度的損害具有重要作用，但能量傳遞元件24及電極46之有效表面積(ASA)與總表面積(TSA)之間的比率亦具重要作用。ASA與TSA比率以兩種方式影響損害形成：(1)經由電場電阻加熱的程度，及(2)血流或其他對流冷卻元件(諸如所注射或輸注的生理鹽水)之效應。如上所述，RF電場經由電阻加熱曝露於電場之組織來促使損害形成。ASA與TSA比率愈高(亦即，電極與組織之間接觸愈多)，電阻加熱愈大。如下文更詳細論述，血液流過電極(TSA-ASA)之曝露部分可傳導性及對流性冷卻電極，從而攜帶過多熱能離開血管壁與電極之間的界面。若ASA與TSA比率過高(例如50%)，則電阻加熱組織可具太大侵入性且無法將足夠的過多熱能帶走，導致過熱產生及提高狹窄性損傷、血栓形成及非所要損害尺寸之可能性。若ASA與TSA比率太低(例如10%)，則組織受到的電阻加熱太少，從而導致膚淺受熱及較小較淺損害。
因臨床原因，導引導管之最大所要尺寸以及腎臟動脈自身之尺寸及解剖學可對能量傳遞元件24的尺寸提出各種限制。典型地，電極46之最大外直徑(或非圓形橫截面之橫截面尺寸)包含沿著位於把手總成200遠端之細長軸桿16的長度所交會的最大直徑。因此，傳力段30、第一撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44之外直徑等於或(最好)小於電極46之最大外直徑。
在圖8A所示之一代表性具體實例中，電極46採取直立圓柱形式，其具有大於其直徑的長度L5。電極46最好進一步包括經倒圓角而形成防創傷性端面48的遠端區域。在圖8B所示之代表性具體實例中，電極46呈球形，以使得長度L5等於電極直徑。球形亦向組織界面提供防創傷性表面。
如圖8A及圖8B中所示，遠端撓曲段44之角度α3及長度L4專門徑設定尺寸且組態，以在各別電極之TSA既定的情況下使組織與各別電極46之間接觸的有效表面積(ASA)最佳化。遠端撓曲段44之角度α3及長度L4最好能夠使電極46之至少一個側邊四分體50經置放而抵靠組織(參見圖8C)，但應瞭解電極46在傳遞功率之前不必需以其側四分體50抵靠組織來定位。在一代表性具體實例中，電極46與組織接觸之有效表面積(ASA)可表示為ASA0.25 TSA及ASA0.50 TSA。
ASA與TSA比率超過50%可有效降低功率傳遞分佈。或者，增強電極之傳導性或對流性冷卻(例如經由主動冷卻)可彌補較高的ASA與TSA比率。如下文進一步論述，此可藉由注射或輸注冷卻流體(諸如生理鹽水(例如室溫生理鹽水或冰凍生理鹽水))流過電極及進入血流中來達成。
亦選擇第二撓曲段34及第三撓曲段44中之每一者之勁度，以經由電極施加穩定力而使電極46定位成與血管壁組織實質上可靠接觸。此穩定力亦影響能量傳遞元件所達成之壁接觸量(亦即，ASA與TSA比率)。穩定力愈大，則能量傳遞元件之壁接觸量愈多，且穩定力愈小，則壁接觸量愈少。穩定力之其他優點包括(1)使遠端20與血管壁之間的接觸力柔和以將血管壁受到的機械性損傷風險最小化；(2)使電極46可靠定位成平坦抵靠血管壁；及(3)使電極46穩定抵靠血管壁。如上文針對第一撓曲段與第二/第二撓曲段之組合作用所論述，此穩定力可使導管治療設備維持與血管壁的可靠接觸，即使在呼吸期間腎臟動脈移動時。電極與血管壁脫離接觸後，穩定力亦允許電極返回至中性位置。
如前文所論述，因臨床原因，細長軸桿16經由血管內路徑14所貫穿之導引導管之最大內直徑限制電極46之最大外直徑(或橫截面尺寸)。假定從臨床視角看，8 French導引導管94(其具有約0.091吋之內直徑)為用於進入腎臟動脈內所要的最大導管，且允許電極46與導引導管之間存在合理的間隙容限，則電極46之最大直徑限於約0.085吋。若使用6 French導引導管而非8 French導引導管，則電極46之最大直徑限於約0.070吋。若使用5 French導引導管，則電極46之最大直徑限於約0.053吋。基於此等限制及上述功率傳遞考慮，電極46最好具有約0.049吋至約0.051吋之最大外直徑。電極46最好亦具有約0.020吋之最小外直徑以提供足夠的冷卻及損害尺寸。在一些具體實例中，電極46(亦即能量傳遞元件24)可具有約1mm至約3mm之長度。在其中能量傳遞元件為電阻加熱元件的一些具體實例中，其可具有約0.049吋至0.051吋之最大外直徑及約10mm至30mm之長度。
D.經由能量傳遞元件向組織施加能量
再參看圖5，在所說明的具體實例中，產生器26可向電極46提供脈衝式或連續RF電場。雖然需要連續傳遞RF能量，但脈衝式施加熱能可允許施加相對較高的能量位準(例如較高功率)、較長或較短總持續時間、及/或改良受控的血管內腎臟神經協調療法。脈衝能量亦容許使用較小電極。
熱療可經由例如一或多個感測器52(諸如溫度感測器(例如熱電偶、熱敏電阻等)、阻抗感測器、壓力感測器、光感測器、流量感測器、化學感測器、力感測器、應變感 測器等)所收集的數據加以監視及控制(參見圖9A及圖9B)。感測器52可併入於電極46內或電極46上及/或遠端區域20之鄰近區域內/上。
有利的是，由於第二撓曲段34係以受控方式偏轉，因此治療期間接觸組織的電極46之表面可已知。因而，感測器52可以指定是否感測器與組織在治療位置接觸及/或朝向血流的方式併入電極內。由於電極自朝向血流一側至與血管壁接觸一側的溫度梯度可高達約15℃，因此完全能夠指定感測器相對於組織及血流的置放位置。預期在其他感測數據(例如流量、壓力、阻抗等)中亦存在跨越電極的明顯梯度。
感測器52可併入於例如在功率及能量傳遞期間在治療位點接觸血管壁的電極一側上(參見圖9B)，可併入電極尖內，可併入於在能量傳遞期間朝向血流的電極相反側上(參見圖9A)，及/或可併入電極之某些區域內(例如遠端、近端、四分體等)。在一些具體實例中，可在沿著電極及/或相對於血流的多個位置設置多個感測器。舉例而言，可設置多個環向及/或縱向間隔的感測器。在一個具體實例中，第一感測器在治療期間可接觸血管壁，且第二感測器可朝向血流。
另外/或者，可使用各種微型感測器獲得對應於能量傳遞元件、血管壁及/或流過能量傳遞元件之血液的數據。舉例而言，可提供微型熱電偶及/或阻抗感測器之陣列以獲得沿著治療設備之能量傳遞元件或其他部件的數據。適當時，感測數據可在能量傳遞或其間能量脈衝之前、同時或之後獲得或監測。監測數據可用於反饋環路中以更好地控制療法，例如測定是否繼續或中止治療，且其可有利於受控制地傳遞增加或降低的功率或較長或較短的持續治療。
各別腎臟動脈內的血流(F)可保護非目標組織，血流(F)起帶走過多熱能的傳導性及/或對流性散熱器作用。舉例而言(如圖9A及圖9B所示)，由於細長軸桿16及其攜帶的電極46不能阻斷血流(F)，因此各別腎臟動脈內血液的自然循環可用於自非目標組織及能量傳遞元件移除過多熱能。血流移除過多熱能亦容許較高功率之治療，其中自電極及非目標組織帶走熱能時，可將更多功率傳遞至目標組織。以此方式，血管內傳遞的熱能將位置鄰近於血管壁的目標神經纖維加熱以協調目標神經纖維，而各別腎臟動脈內的血流(F)保護血管壁之非目標組織防止過度或非所要的熱損傷。當能量以脈衝傳遞時，與施加等效量值或持續時間之連續熱能相比，熱能脈衝傳遞之間的時間間隔可有利於對血管壁之非目標組織進行額外的對流冷卻或其他冷卻。
亦可能需要藉由誘導血液自然流過能量傳遞元件來提供增強之冷卻。舉例而言，可由照護者執行可增加通過腎臟動脈或能量傳遞元件自身之灌注量的技藝及/或技術。此等技藝包括將部分阻塞元件(例如氣球)定位於上游血管體(諸如主動脈)內，或腎臟動脈之近端部分內，以提高流經能量傳遞元件的流量。另外/或者，可自血管結構之另一區域虹吸抽出自體血液且再引入腎臟動脈內，以增加流經動脈之血液的體積流量及/或流速。
另外，或作為被動式使用血流(F)作為散熱器的替代方式，可提供主動冷卻以移除過多熱能且保護非目標組織。舉例而言，可將熱輸注液注射、輸注或以其他方式傳遞至開路系統之血管內。另外/或者，為了移除過多熱能，可主動冷卻閉路系統(亦即，不將任何藥劑傳遞至血流中)中的能量傳遞元件24(例如電極46)，諸如藉由使熱力輸注液(例如低溫或冰凍流體)在遠端區域20內循環或利用一些其他機制。
用於主動冷卻的熱力輸注液可包含例如(室溫或冰凍)生理鹽水或一些其他生物相容性流體。熱力輸注液可例如經由一或多個輸注管腔及/或孔口、經由治療設備12引入。引入血流中時，熱力輸注液可在能量傳遞元件24或電極46上游位置或在相對於設法保護之組織之其他位置經由導引導管引入。舉例而言，熱力輸注液傳遞至治療位點附近(經由開路系統及/或經由閉路系統)可容許施加增加/較高的功率，可容許在能量傳遞期間在血管壁維持較低溫度，可有利於形成較深或較大損害，可有利於縮短治療時間，可容許使用較小電極尺寸，可補償劇烈減少的血流，可補償在治療位點導致相對較低血流的解剖特徵，或其組合。
雖然本文中所述的多個具體實例係關於針對傳遞RF能量所組態的電系統，但預期所要治療可利用其他方式完成，例如相干或非相干光；直接熱調節(例如使用加熱或冷卻流體或電阻加熱元件)；微波；超音波(包括高強度聚焦超音波)；二極體雷射；輻射；組織加熱流體；及/或低溫流體。
III.代表性具體實例
A.第一代表性具體實例(第一撓曲段、第二撓曲段及遠端攜帶有能量傳遞元件的第三撓曲段)
圖10A至圖15H展示細長軸桿16之代表性具體實例，其包括傳力段30以及第一撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44，具有上述物理及機械特徵。在此具體實例中，熱力加熱元件24攜帶於第三撓曲段44之遠端(參見例如圖11A)。
1.傳力段
在所說明的具體實例中，如圖10A及圖10B中所示，傳力段30包含第一細長(最好呈管狀)結構，其可採取例如第一管狀結構54之形式。第一管狀結構54最好為由金屬材料(例如不鏽鋼，或形狀記憶合金，例如鎳鈦(亦稱鎳鈦諾(Nitinol)或NiTi))製成的海波管(hypo tube)，以具有傳力段30所必需的軸向勁度及抗扭勁度，如已描述。如已描述，傳力段30包含沿著細長軸桿16的最剛勁區段，以有利於細長軸桿16之軸向移動，以及細長軸桿16在血管內路徑14內之旋轉操縱。或者，第一管狀結構54可包含空心線圈、空心電纜、實心電纜(電線/嵌埋電線)、辮狀或編織強化軸桿、螺旋狀強化聚合物軸桿、金屬/聚合物複合物等。
勁度與材料選擇及結構特徵(諸如內直徑、外直徑、壁厚、幾何形狀及其他特徵)有關，為提供所要軸向及抗扭勁度特性，可藉由微型工程設計、機器加工、切割及/或消磨海波管材料來製成此等結構特徵。舉例而言，細長軸桿可為雷射切成各種形狀及橫截面幾何形狀而達成所要功能性質的海波管。
第一管狀結構54係由導電金屬材料製成時，第一管狀結構54可包括由電絕緣聚合物材料製成的外鞘56或覆蓋物，其置放於下伏管狀結構之外直徑上。亦可選擇具有所要硬度(表示勁度或其缺乏程度)的聚合物材料以促使第一管狀結構54達成所要總體勁度。用於聚合物材料的候選材料包括(但不限於)聚對苯二甲酸乙二酯(PET)；Pebax®材料；耐綸(nylon)；聚胺基甲酸酯，Grilamid®材料；或其組合。聚合物材料可層壓、浸塗、噴塗或以其他方式沈積/附著於管之外直徑上。
2.第一撓曲段
如圖11A、圖11B及圖11C所示，第一撓曲段32包含第二細長(最好呈管狀)結構，其可採取例如第二管狀結構58之形式。第二管狀結構58可由與第一管狀結構54相同或不同的材料製成。第二管狀結構58之軸向勁度及抗扭勁度具有如已針對第一撓曲段32所述的必需軸向勁度及抗扭勁度。如已描述，第一撓曲段32可具有比傳力段30更小的勁度及更大的撓性，以在主動脈與各別腎臟動脈接合處及接合處之前使嚴重的彎曲通過。第二管狀結構最好為 海波管，但可替代地包含空心線圈、空心電纜、辮狀軸桿等。
可能需要第一管狀結構54與第二管狀結構58共用相同的材料。在此情況下，與第一管狀結構54相比，可改變第二管狀結構58之形式及物理特徵，以達成所要的勁度及撓性差異。舉例而言，可定製第二管狀結構58之內直徑、外直徑、壁厚及其他工程化特徵，以提供所要軸向及抗扭勁度及撓性特性。舉例而言，第二管狀結構58可沿著其長度雷射切割以提供可彎曲的彈簧樣結構。視製造性之容易度而定，第一管狀結構與第二管狀結構可由同一件材料或由兩件各別材料製成。若第一管狀結構與第二管狀結構不為相同材料，則第二管狀結構58之外直徑可小於第一管狀結構54之外直徑(或具有更小壁厚)以使第一管狀結構54與第二管狀結構58之間產生所要的勁度差異。
第二管狀結構58由導電金屬材料製成時，如同第一管狀結構54，第二管狀結構58包括由已述之電絕緣聚合物材料製成的外鞘60(參見圖11B及圖11C)或覆蓋物。亦可選擇具有所要硬度的外鞘60或覆蓋物以促使第一管狀結構與第二管狀結構58之間達成所要的勁度及撓性差異。
第二管狀結構58可包含不同於第一管狀結構54的材料以使第一管狀結構與第二管狀結構58之間產生所要的勁度及撓性差異。舉例而言，第二管狀結構58可包含鈷鉻鎳合金，而非不鏽鋼。或者，第二管狀結構58可包含較小硬度的聚合物、辮狀或編織物強化軸桿、螺旋狀強化聚合物 軸桿、金屬/聚合物複合物、鎳鈦諾或空心電纜樣結構。如已描述，除材料選擇外，亦可藉由選擇第二管狀結構58之內直徑、外直徑、壁厚及其他工程化特徵來達成勁度及總體撓性的所要差異。此外，由上述電絕緣聚合物材料製成的外鞘60或覆蓋物亦可置放於第二管狀結構58之外直徑上以使第一管狀結構54與第二管狀結構58之間產生所要的差異。
3.第二撓曲段
如圖12A、圖12B、圖12C及圖12D所示，第二撓曲段34包含第三細長(最好呈管狀)結構，其可採取例如第三管狀結構62之形式。第三管狀結構62可由與第一管狀結構54及/或第二管狀結構58相同或不同的材料製成。第三管狀結構62之軸向勁度及抗扭勁度具有如已針對第二撓曲段34所述的必需軸向勁度及抗扭勁度。如已描述，第二撓曲段34可具有第一撓曲段32更小的勁度及更大的撓性，以有利於第二撓曲段34在各別腎臟動脈內受控地偏轉。
若第二管狀結構58與第三管狀結構62共用相同材料，則與第二管狀結構58相比，第三管狀結構62之形式及物理特徵改變，以達成所要的勁度及撓性差異。舉例而言，可定製第三管狀結構62之內直徑、外直徑、壁厚及其他工程化特徵，以提供所要軸向及抗扭勁度及撓性特性。舉例而言，第三管狀結構62可沿著其長度雷射切割，以提供比第二管狀結構58更易彎曲、更像彈簧的結構。
第三管狀結構62由導電金屬材料製成時，第三管狀結構62亦可包括由已述之電絕緣聚合物材料製成的外鞘64(參見圖12B、圖12C及圖12D)或覆蓋物。亦可選擇具有所要硬度的外鞘64或覆蓋物以促使第二管狀結構與第三管狀結構62之間達成所要的勁度及撓性差異。
第三管狀結構62可包含不同於第二管狀結構的材料以使第二管狀結構與第三管狀結構62之間產生所要的勁度及撓性差異。舉例而言，第三管狀結構62可包括鎳鈦諾材料，以使第二管狀結構58與第三管狀結構62之間產生所要的勁度差異。如已描述，除材料選擇外，亦可藉由選擇第三管狀結構62之內直徑、外直徑、壁厚及其他工程化特徵來達成勁度及總體撓性的所要差異。
舉例而言，在直徑方面，第三管狀結構62之外直徑最好小於第二管狀結構58之外直徑。減小外直徑或壁厚會影響第二管狀結構58與62之間的所要勁度差異。
如上文更詳細論述，需要第二撓曲段優先偏轉。此可如下達成：使第三管狀結構62具有所要偏轉方向的可壓縮性及反向於偏轉方向的抗壓縮彈性。舉例而言，如圖12B及圖12C中所示，第三管狀結構62(不同於第二管狀結構58)可包括雷射切割圖案，其包括具有連接肋片68的脊柱66。回應於向所要方向牽引耦接至第三管狀結構62之遠端的控制線40，該圖案可偏移第三管狀結構62之偏轉。控制線40係經由焊料130附接至可偏轉區段之遠端。牽引控制線時，第三管狀結構在可壓縮側壓縮，從而使偏轉向可壓縮側方向偏移。在腎臟動脈內優先偏轉之益處已描述。
亦如中圖12D所示，可將扁平帶狀材料70(例如鎳鈦諾、不鏽鋼或彈簧不鏽鋼)附接至第三管狀結構62。自控制線40移除拉力時，用於強化可偏轉之第三管狀結構62的平帶將有彈性地使可偏轉之第三管狀結構62伸直。
此外，由上述電絕緣聚合物材料製成且具有所要硬度的外鞘64(參見圖12B、圖12C及圖12D)或覆蓋物亦可置放於第二管狀結構58之外直徑上以使第一管狀結構54與第二管狀結構58之間產生所要的差異。
在圖12B至圖12D之具體實例中，脊柱66之寬度(亦即，脊柱66在沿著不包括肋片68之第三管狀結構62之縱向軸之區域的徑向弧長)影響第三管狀結構62之相對勁度及彈性。應瞭解，可指定脊柱66之寬度以提供具有所要相對勁度及/或彈性的第三管狀結構62。此外，脊柱66之寬度可沿著第三管狀結構62之縱向軸變化，從而提供相對勁度及/或彈性沿著長度可變的第三管狀結構。脊柱66之寬度之此變化可為逐漸的、連續的、突然的、離散的或其組合。
可偏轉區段34之長度L3介於約5 mm與20 mm之間，例如小於或等於約12.5 mm。當遠端區域20自導引導管推入腎臟動脈內時，能量傳遞元件24接觸腎臟動脈壁之上面。長度L3允許經由可偏轉區段34之偏轉所操縱之能量傳遞元件24在短距離內接觸腎臟動脈壁之背面、腹面及下面，只要可偏轉區段34之一部分自導引導管伸出。因此，選擇特別適用於腎臟動脈的可偏轉區段34之長度L3。
肋片68之寬度(亦即，各肋片沿著第三管狀結構62之縱向軸所跨越的距離)以及肋片68之間距(亦即，脊柱66沿著管形構件62之縱向軸、在相鄰肋片68之間所跨越的距離)視情況可能會影響第二撓曲段34在相鄰肋片68彼此接觸之前所能達成的最大優先偏轉，亦即可能限制向第三管狀結構之可壓縮側壓縮的最大量。在此最大優先偏轉下，相鄰肋片68之間的此接觸視情況可限定可偏轉區段34之曲率半徑及/或角度α2(參見圖7C)。可偏轉區段經組態以達成最大撓曲狀態，其中當可偏轉體使能量傳遞元件偏離細長管狀體之軸所要距離時，達成最大撓曲狀態。最大撓曲可避免導致腎臟動脈壁受到創傷的風險，若長度L3之可偏轉區段34偏轉明顯超過腎臟動脈直徑，則會對腎臟動脈壁產生創傷。如下文將更詳細論述，力阻抑段44組態成當可偏轉區段34偏轉時可阻抑作用於動脈壁的力。能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之間的穩定接觸力可藉由施加大於不穩定力且小於致創傷力的力來產生。力阻抑段44阻抑接觸力，使其保持在穩定但防止創傷的範圍內，即使可偏轉區段34使能量傳遞元件24偏離細長管狀體之軸的距離大於腎臟動脈直徑。舉例而言，力阻抑段44之撓曲可足以讓可偏轉區段34具有可達成最大撓曲狀態之組態，以使得所要距離比腎臟動脈直徑大約4 mm。在一個具體實例中，遠端總成53具有約3 mm至6 mm(例如小於或等於5 mm)之長度，可偏轉區段34具有約8 mm至15 mm(例如小於或等於12.5 mm)之長度L3且具有可使能量傳遞元件24位移約10至14 mm之所要距離的最大撓曲。或者或另外，可藉由把手200中之偏轉限制器調整所要距離，偏轉限制器限制致動器260，使控制線位移最大量，從而將偏轉限制於經調整之最大撓曲狀態。
應瞭解，肋片68之寬度及/或間距可依據需要來指定以達成所要的最大優先偏轉。此外，肋片68之寬度及/或間距可沿著第三管狀結構62之縱向軸而變，從而提供在此最大優先偏轉下具有變化之曲率半徑的第二撓曲段34。肋片68之寬度及/或間距之此變化可為逐漸的、連續的、突然的、離散的或其組合。
如上文所述之在偏轉方向上因勁度降低所致的優先偏轉可以多種其他方式達成。舉例而言，如圖13B所示，第三管狀結構62可包含管狀聚合物或金屬/聚合物複合物，其具有不同勁度D1及D2的區段，其中D1>D2(亦即，D1區段之機械勁度大於D2區段)。第三管狀結構62亦可採取以下形式：卵形或矩形或扁平狀金屬線圈或具有不同勁度D1及D2之區段的聚合物，其中D1>D2(如圖13C中所示)。在任一配置中，具有較低勁度D2之區段於第三管狀結構62上經取向而與所附接之致動器線位於同一側上。
或者，如圖13E及圖13F所示，第三管狀結構62可包含可呈辮狀或捲曲狀的偏心聚合物或金屬/聚合物複合物。第三管狀結構62亦可採取偏心的卵形或矩形或扁平狀金屬線圈或聚合物形式(如圖13F所示)。在任一配置中，較薄(較小勁度)壁區段76於第三管狀結構62上經取向而與所附接之致動器線位於同一側。
圖14A及圖14B說明其他治療設備，其具有根據本發明技術之具體實例所組態的撓曲段。圖14A說明包括軸16之治療設備1412之一部分，軸桿16包含傳力段30、第一撓曲段32、及具有類似於上文參考圖7A至圖13F所述之性質及尺寸的第二撓曲段34。傳力段30可具有長度L1及能夠沿著血管內路徑推進或收回、同時能夠使彎曲在該路徑內通行的勁度。在一些具體實例中，傳力段30可至少部分地用聚對苯二甲酸乙二酯層壓而成。
第一撓曲段32可具有長度L2且可設定尺寸且組態成提供明顯撓曲或彎曲以容許經由扭曲的血管結構撓性推進。舉例而言，第一撓曲段32之至少一部分可包含海波管、空心線圈、空心電纜、辮狀軸或能夠彎成曲線的其他適合結構。在所說明的具體實例中，第一撓曲段32包含已沿著長度切割(例如雷射切割)以提供可彎曲之彈簧樣結構的管狀結構。在所說明的具體實例中，個別切口1418至少部分地呈環向且具有相對於軸桿16之縱向軸變化的間距。
第二撓曲段34可具有長度L3且經設定尺寸且組態成提供獨立於第一撓曲段32的另一撓曲或彎曲。第二撓曲段34可包括雷射切割圖案，其包括脊柱66及自脊柱66伸出的肋片68。舉例而言，肋片68可自圍繞治療設備1412之僅一部分周長的脊柱66徑向伸出。在一些具體實例中，第一撓曲段32及第二撓曲段34之至少一部分係用熱塑性聚胺基甲酸酯(例如商標化產品脂族聚碳酸酯胺酯(Carbothane))層壓而成。在一非限制代表性具體實例中，第一撓曲段32之長度L2為約89 mm且第二撓曲段34之長度L3為約12 mm。在另一實施例中，軸桿16之整個長度為約106 cm至約110 cm。
圖14B展示根據本發明技術之另一具體實例的治療設備1413之一部分，其包括軸桿16，軸桿16包含傳力段1430、第一撓曲段1432及類似於上述者的第二撓曲段1434。軸桿16進一步包含縱向定位於傳力段1430與第一撓曲段1432之間的轉移段1431。
轉移段1431包括靠近第一撓曲段1432之遠端區域1414、靠近傳力段1430之近端區域1415、及沿著遠端區域1414之至少一部分的撓曲特徵。撓曲特徵在接近近端區域1415時彼此間距愈來愈大，以使得遠端區域1414撓性大於近端區域1415。舉例而言，在所說明的具體實例中，撓曲特徵可為雷射切口1418，其中遠端區域1414之雷射切口1418係以類似於第一近端區段1432之雷射切口圖案的圖案配置。然而，撓曲特徵之間距隨著沿著轉移段1431之至少一部分的縱向位置而變。在一個具體實例中，雷射切口1418在自遠端區域1414至近端區域1415之近端方向上的彼此間距可愈來愈大，且最後終止於轉移段1431之近端區域1415。舉例而言，在一代表性具體實例中，雷射切口1418在遠端區域1414的彼此軸向間距可為約38 mm，但接近於近端區域1415的軸向間距可為約5.71 mm。以此方式，雷射切口1418在遠端區域1414之密度高於在近端區域1415之密度。雷射切口1418可包含起點或終點位於轉移段1431中的離散切口，或雷射切口1418可為圍繞轉移段1431及第一撓曲段1432的連續螺旋狀切口。在多個具體實例中，雷射切割圖案為可變間距圖案，其中參考軸桿16之縱向軸的間距在接近近端區域1415時更為平緩(亦即，間距在接近遠端區域1414時更為陡急)。雷射切口1418之間距可經由轉移段1431連續及線性變化以使得間距在近端方向上逐漸增大，或間距可經由轉移段1431自一個區域至另一個區域逐步變化。
轉移段1431提供高撓性第一撓曲段1432至較剛勁之傳力段1430的轉換長度或轉換段。因此轉移段1431以減少紐結的方式降低沿著軸桿16之長度的勁度陡變，否則在此勁度陡變時會發生紐結。由此可促進在血管結構內通行。
在一些具體實例中，轉移段1431具有約140mm至約200mm之長度L6。舉例而言，轉移段長度L6可依據軸桿16之總長度之比例及/或根據所要的軸桿撓性確立。在多個具體實例中，軸桿16之總長度與不具有轉移段1431之治療設備相同，因此可減少傳力段1430、第一撓曲段1432任一者或兩者之長度以提供轉移段1431之長度L6。在一代表性具體實例中，第一撓曲段1432之長度L2為約89mm，第二撓曲段1434之長度L3為約12mm，且轉移段1431之長度L6為約169mm。在多個具體實例中，轉移段1431、第一撓曲段1432及第二撓曲段1434合起來之總長度(例如L2+L3+L6)為約10cm至約40cm。
前述多個具體實例非常適於經由包括股動脈、髂動脈 及主動脈之路徑進入腎臟動脈內。在其他具體實例中，治療設備可經由橈動脈、經由鎖骨下動脈、經由主動脈弓、沿著下行主動脈且進入腎臟動脈內而接近腎臟動脈內之治療位點(例如「經橈動脈」途徑)。與股途徑相比，經橈動脈途徑需要治療設備1413具有更大可扭性以便到達治療位點。在一些具體實例中，適用於經橈動脈途徑的治療設備通常可較短且具有比用於股途徑之治療設備更短的轉移段1431。舉例而言，在一經橈動脈具體實例中，轉移段1431之長度L6為約45.7mm至約55.9mm(例如50.8mm)，第一撓曲段1432之長度L2為約89mm，且第二撓曲段1434之長度L3為約12mm。在適於經橈動脈傳遞之一特定具體實例中，轉移段1431、第一撓曲段1432及第二撓曲段1434之總累計長度(例如L2+L3+L6)為約10cm至約20cm。在一些具體實例中，軸桿16之整個長度為約152cm。在其他具體實例中，軸桿16或軸桿16之子段可具有替代尺寸。此外，用於經橈動脈途徑之治療設備1413可由與用於股途徑治療設備之材料相同的材料製成，或可包含比較而言更多的撓性材料。在一些具體實例中，經橈動脈治療設備之至少一部分包含形狀記憶材料，諸如鎳鈦諾。
4.第三撓曲段
如圖15A至圖15H中所示，第三撓曲段44包含撓性管狀結構74。撓性結構74可包含金屬、聚合物、或金屬/聚合物複合物。撓性結構74之材料及物理特徵經選擇應使得第三撓曲段44不僅具有(1)當能量傳遞元件24向腎臟動脈內壁施加小於致創傷性高風險壓力的壓力時，足以彈性變形的撓性：而且具有(2)足以使能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之間產生接觸力或壓力以容許能量傳遞及穩定接觸的勁度。第三撓曲段44之撓性阻抑能量傳遞元件24向動脈壁所施加的力，以使得當第二撓曲段34在廣泛範圍內偏轉時，該力保持在此適合範圍內。此外，藉由彈性變形，第三撓曲段44與能量傳遞元件24對齊，以使得其側邊如上文所述與動脈壁接觸。
撓性結構74之材料及物理特徵可視情況選擇，以使得撓性結構74之軸向勁度及抗扭勁度不大於第三管狀結構62之軸向勁度及抗扭勁度。撓性結構74之總體撓性可視情況至少等於或大於第三管狀結構62之撓性，此時控制線40不能使第三管狀結構偏轉。
撓性結構74，作為第三撓曲段44之一部分，可如上文所述耦接至第二撓曲段。或者，在不提供第二撓曲段的具體實例中，第三撓曲段可耦接至第一撓曲段。如圖15B中所示，能量傳遞元件24攜帶於撓性結構74之遠端以便置放成與沿著各別腎臟動脈血管壁之組織接觸。
選用於撓性結構74之材料可為不透射線或透射線材料。舉例而言，不透射線材料，例如不鏽鋼、鉑、鉑銥或金，可用於實現目測及影像導引。使用透射線材料時，該材料視情況可摻有不透射線的物質，諸如硫酸鋇，以有利於目測及影像導引。
撓性結構74之組態可變化。舉例而言，在圖15B及圖15C所描繪的具體實例中，撓性結構74包含包埋於聚合物塗層或包層110內或經聚合物塗層或包層110覆蓋的絲線104。絲線104途經附接至第二撓曲段34之遠端的近端錨108，及固著於或整合於加熱元件24/電極46內的遠端錨106。遠端錨106可使用例如焊料固著於加熱元件24/電極46內。或者，遠端錨106及加熱元件24/電極46可製成單件或單一結構。
雖然可使用各種類型的材料建構上述結構，但為了使撓性結構74可靠地連接至第二撓曲段34及能量傳遞元件24，需要絲線104包含克維拉(Kevlar)或類似聚合物線且近端錨108及遠端錨106包含不鏽鋼。雖然塗層110可包含任何電絕緣材料，特別是下文針對外鞘80所列的彼等材料，但撓性結構74之結構需要由低硬度聚合物(諸如脂族聚碳酸酯胺酯層壓板110)包埋/塗佈/覆蓋。如圖15C中所示，一或多根供電線29可在撓性結構74旁邊或內部穿過。如前文所提及，此等電線可自產生器26向能量傳遞元件24提供電流/能量且亦傳輸感測器52所獲得的數據信號。如圖15C中所描繪，自把手致動器260伸出的控制線40可形成近端錨108且使用焊料130附接至細長軸桿。
撓性結構74之上述組態之一優點為，撓性結構74在能量傳遞元件與細長軸桿之其餘部分之間產生電絕緣區域。克維拉絲線104與層壓板110均為電絕緣的，從而使供電線29成為唯一的電連接方式。因此，撓性結構74與第三撓曲段44之外表面呈電絕緣性。
如圖15D至圖15F中所示，當能量傳遞元件24投入與血管壁接觸時，撓性結構74允許第三撓曲段44發生相當大的被動偏轉。如已描述，此撓性具有多種潛在益處。一種此益處可為，相對於在移除第三撓曲段44且使能量傳遞元件直接耦接至第二撓曲段34之遠端的情況下在第二撓曲段34偏轉期間施加於血管壁的力或應力，第三撓曲段44能夠在第二撓曲段34偏轉時使能量傳遞元件24與血管壁之間所施加的力或應力減小。此可降低創傷風險。此外，在第二撓曲段34偏轉期間，特別是在呼吸及/或脈搏血流引起的移動期間，能量傳遞元件向血管壁施加的力或應力可維持在穩定的範圍內，從而可有利於可靠及/或受控地形成損害。
撓性結構74之尺寸及組態允許能量傳遞元件向多個方向偏轉，因為第三撓曲段可在遠端區域之軸通過的任何平面中彎曲角度θ。對於在周邊血管(諸如腎臟動脈)內治療而言，角度θ需要90度。撓性結構74視情況不具很大彈性，亦即偏轉時不提供明顯的復原或伸直力矩。
能量傳遞元件24最好可提供實質上任何或所有方向的全向能量傳遞。當第三撓曲段44在治療位點被動地偏轉大約適合於既定患者之解剖學幾何形狀的角度θ時，能量傳遞元件24之任何部分可與腎臟動脈內壁對齊以便將能量傳遞目標腎臟神經。血流可在此能量傳遞期間移除熱量，從而減少或緩解對傳遞至目標腎臟神經之能量進行遮蔽或其他優先導引的需要，能量之遮蔽或其他優先導引會使第三撓曲段44非所要地更硬或更龐大。與經遮蔽或定向的能量傳遞元件(例如包含微波或放射性功率源的能量傳遞元件)相比，不使用遮蔽/優先導引的此全向能量傳遞可有利於能量傳遞元件24更簡單或更安全地定位於治療位點。
在第三撓曲段44之替代性具體實例中，撓性結構74可採取管狀金屬線圈、電纜、編織物、聚合物或金屬/聚合物複合物形式，如圖15H所示。或者，撓性結構74亦可採取卵形或矩形或扁平狀金屬線圈或聚合物形式，如圖15G所示。在替代具體實例中，撓性結構74可包含允許能量傳遞元件24在至少一個移動平面中樞轉的其他機械結構或系統。舉例而言，撓性結構74可包含鉸鏈或滾珠/底座組合。
若撓性構件全部或部分地包含導電材料，則第三撓曲段44最好包括覆蓋於由電絕緣聚合物材料製成之撓性結構74的外鞘80(參見圖15G及圖15H)或覆蓋物。聚合物材料亦具有撓性構件(例如25D至55D)之撓性所要的硬度。
用於聚合物材料的候選材料包括聚對苯二甲酸乙二酯(PET)；Pebax；聚胺基甲酸酯；胺基甲酸酯、脂族聚碳酸酯胺酯、芳族聚醚基聚胺酯(tecothane)、低密度聚乙烯(LDPE)；聚矽氧；或其組合。聚合物材料可層壓、浸塗、噴塗或以其他方式沈積/塗覆於撓性結構74上。或者，可用聚合物材料(例如PTFE)之薄膜包裹撓性結構74。或者，撓性結構74可固有地具絕緣性，且不需要各別外鞘80或覆蓋物。舉例而言，撓性結構可包含塗有聚合物的線圈。
第三撓曲段44視情況可包括指示第三撓曲段44之偏轉量的感測器42，如圖16A中所示。感測器42可為例如壓電元件，其為第三撓曲段44之全部或部分長度且可固定於第三撓曲段之一側。貫穿細長軸桿16的一對導體(未圖示)使感測器42連接至電源及感測電路(未圖示)。當第三撓曲段44回應於將力施加至能量傳遞元件24而偏轉時或第三撓曲段44之一部分因腎臟動脈內壁而偏轉時，感測器42將傳遞可對偏轉量定量的信號。當感測器42為壓電元件時，其電阻變化將與其應變成比例。第三撓曲段44之偏轉量指示與腎臟動脈內壁之接觸力。
5.旋轉控制器
如下文將更詳細論述，能量傳遞元件與血管壁接觸之後，需要使腎臟動脈內的設備旋轉。然而，臨床從業者在設備近端旋轉整個把手總成可為麻煩且棘手的，特別是在腎臟解剖學尺寸既定的情況下。在一個代表性具體實例中，如圖16A及圖16B中所示，軸桿16之近端經旋轉器230耦接至把手總成200。
傳力段30之近端附接至旋轉器230上之固定聯結器88。使旋轉器230旋轉(如圖16A所示)，從而旋轉傳力段30，且無需旋轉把手總成200即由此旋轉整個細長軸桿16。如圖16A所示，照護者從而能夠用一個手可旋轉地穩定握持把手總成200之近端部分且用相同或不同的手向旋轉器230施加扭力以使細長軸桿16旋轉。由此使致動器的受控偏轉操作容易進行。
由於電纜及電線(例如控制線40、輸電線及或感測器/ 熱電偶線29等)自把手總成貫穿設備之軸桿，因此需要限制軸桿相對於此等電線之旋轉以免此等電線發生不必要的扭結及扭絞。為了解決此問題，可將旋轉限制元件併入把手總成及旋轉器內。在此等結構或尺寸約束既定的情況下，旋轉器230及把手總成可組態成容許軸桿具有最佳轉數。把手總成之部件可組態成例如容許軸桿具有獨立於把手總成的有限轉數(例如，2)。將軸桿旋轉限於最佳轉數可利用多種通常已知的機械特徵達成。
如已描述及將在下文中更詳細地描述，利用血管內通路，照護者可操縱把手總成200將細長軸桿16之遠端區域20定位於各別腎臟動脈內。照護者接著可操作把手總成200上之致動器260(參見圖16A及圖16B)以使能量傳遞元件24圍繞第二撓曲段34偏轉。照護者接著可操作把手總成200上之旋轉器230(參見圖16A及圖16B)以沿著細長軸桿16施加旋轉力。當第二撓曲段34在各別腎臟動脈內偏轉時，旋轉細長軸桿16可使各別腎臟動脈內的能量傳遞元件24旋轉，從而更易達成與血管壁的接觸且確定是否存在壁接觸，特別是在血管攝影術目測不良的平面內。
在所揭示之技術之另一態樣中，把手總成200可組態成當設備處於患者體內時使操作者/照護者之設備操縱最少化。舉例而言，如圖16B所示，把手總成亦包含一或多個實質上貼合下方表面(例如手術台)的表面243。在圖16B中展示為實質上平坦的此表面243可替代地呈彎曲狀、形狀或角狀，此視下方表面之組態及/或幾何形狀而定。當治 療設備12處於患者體內時，貼合表面243使臨床操作者能夠保持把手總成200穩定。當設備處於患者體內時，為了旋轉設備，操作者可簡單地撥動旋轉器230而無需提昇把手總成。當操作者需要收回設備用於隨後治療時，操作者可簡單地將把手總成沿著下方表面滑至下一位置。又，此緩解了由於操作者誤操縱或過度操縱治療設備而導致損傷的風險。另外/或者，底表面可使用夾具、紋理結構、黏著劑等嚙合於下方表面。
本文中所揭示之旋轉機制的其他改進方式包括提供關於旋轉配合的觸覺及/或視覺反饋，以使得操作者在旋轉設備時可加強控制及護理。若操作者希望治療設備保持特定角位置，則旋轉器230亦可選擇性地鎖定於把手總成，從而防止進一步旋轉。另一種可選的改進方式包括提供沿著軸桿/把手總成的距離標誌，以使操作者收回治療設備時能夠計量距離。
B.第二代表性具體實例(第三撓曲段包含撓性熱力加熱元件)
圖17A及圖17B展示細長軸桿16之代表性具體實例，其包括傳力段30、第一或近端撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44。在此具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及第二撓曲段34之材料、尺寸及組態類似於第一代表性具體實例中所述的各別對應者。
然而在此具體實例中，第三撓曲段44經設定尺寸且組態成自身充當撓性能量傳遞元件90。撓性能量傳遞元件90 經設定尺寸且組態成直徑等於或大於第二撓曲段34。由此增大撓性熱力加熱元件90之總表面積TSA，從而亦增大電極46之可能有效表面積。
此外，在此配置中，撓性熱力加熱元件90之整個長度具有與第三撓曲段44共同的撓性性質，如上文所述。撓性熱力加熱元件可為撓性活性電極。所選材料除賦予所要撓性外，亦具導電性。撓性活性電極可由撓性導線或導管、雷射切割導管、捲曲導體或複絲刷式電極製成。或者，撓性熱力加熱元件90可為撓性電阻加熱元件，其由通過電流時發熱的電絕緣電阻性金屬製成。撓性熱力加熱元件90具有沿著其整個長度、足以貼緊血管壁的撓性，從而進一步增加熱力加熱元件之可能有效表面積。撓性熱力加熱元件90正面嚙合血管壁時，亦更容易偏離血管壁，從而當撓性熱力加熱元件90與血管壁呈並排關係置放時使作用於血管壁的力最小化。從而可認為撓性熱力加熱元件90具有更強的防創傷性。
在所說明的具體實例中，撓性活性電極90最好進一步包括呈錐形而形成防創傷性鈍端表面48的遠端區域。端表面48可利用雷射、電阻焊接或機器加工技術、由金屬材料形成。端表面48亦可利用黏結、層壓或嵌入模製技術、由聚合物材料形成。
C.第三代表性具體實例(第三撓曲段包括實質上球形活性電極)
圖18A至圖18C展示細長軸桿16之代表性具體實例， 其包括近端傳力段30、第一撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44。在此具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及第二撓曲段34之材料、尺寸及組態類似於第一及第二具體實例中的各別對應者。
然而在此具體實例中，第三撓曲段44經設定尺寸且組態成在距離其遠端更近的位置攜帶至少一個實質上球形活性電極92。雖然至少一個活性電極92可替代地包含實質上圓柱形組態，以使得活性電極為帶狀電極，但該至少一個活性電極92之較佳實質上球形組態預期可有利地減少電邊緣效應，電邊緣效應可見於存在於圓柱形電極之周邊之相對銳利邊緣處的陡變區。為本發明起見，實質上球形電極包括自細長軸桿16向外伸出且具有圓邊的電極。因此，實質上球形電極可呈球形、橢圓形、橢圓體、具有圓邊之圓柱形、複雜波狀等。
此具體實例中的第三撓曲段44具有與上文具體實例所述之第三撓曲段44共同的撓性特性。圖18中所示之第三代表性具體實例之第三撓曲段44可設定尺寸且組態成直徑小於或近似等於第二撓曲段34之直徑。至少一個球形活性電極92經設定尺寸可直徑大於第三撓曲段44之直徑。因此，第三撓曲段44之撓曲可將球形電極92置放成與較大組織區域接觸，從而增大電極之有效表面積(ASA)。
在所說明的具體實例中，第三撓曲段44最好包括呈錐形而形成防創傷性鈍端表面48的遠端區域。端表面48可利用雷射、電阻焊接或機器加工技術、由金屬材料形成。 端表面48亦可利用黏結、層壓或嵌入模製技術、由聚合物材料形成。
至少一個球形電極92可藉由例如捲邊、熱收縮、模製、點焊、雷射焊接或軟焊技術附接至遠端撓曲段44。至少一個球形電極92沿著第三撓曲段44之長度的定位可變化。其可置放於例如第三撓曲段44之大約中部區域中，或離遠端比近端更近，或反之亦然。
圖18A及圖18B說明具有單一球形電極92的第三具體實例。然而，可根據需要沿著第三撓曲段44設置許多其他球形電極92。舉例而言，圖18C說明其中三個球形電極92沿著第三撓曲段44之長度定位的第三具體實例。在一些具體實例中，一或多個球形電極92可另外或替代地沿著第二撓曲段34定位，如下文所述。
D.第四代表性具體實例(第三撓曲段包括實質上半球形活性電極)
圖19A至圖19C展示細長軸桿16之代表性具體實例，其包括近端傳力段30、第一撓曲段32、第二撓曲段34及第三撓曲段44。在此具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及第二撓曲段34之材料、尺寸及組態類似於第一、第二及第三具體實例中的各別對應者。
然而，在此具體實例中，第三撓曲段44經設定尺寸且組態成在距離其遠端更近的位置攜帶至少一個實質上半球形活性電極92a。半球形活性電極附接至第三撓曲段44，以使得其在第三撓曲段之偏轉組態中指向目標組織。雖然至 少一個活性電極92a可替代地包含實質上半圓柱形組態，但預期該至少一個活性電極92a之較佳實質上半球形組態可有利地減少電邊緣效應，電邊緣效應可見於半圓柱形電極之周邊之相對銳利邊緣處。為本發明起見，實質上半球形電極包括自細長軸桿16之一側向外伸出且具有圓邊的電極。因此，實質上球形電極沿著軸桿16之一側可呈半球形、半橢圓形、半橢圓體、具有圓邊的半圓柱形、複雜波狀等。
此具體實例中的第三撓曲段44具有與上文具體實例所述之第三撓曲段44共同的撓性特性。圖19中所示之第三代表性具體實例之第三撓曲段44可設定尺寸且組態成半徑近似等於第二撓曲段34之半徑。就半徑(亦即，始於第三撓曲段44之橫截面中心)而言，至少一個半球形活性電極92a經設定尺寸而大於第三撓曲段44之半徑。因此，第三撓曲段44之撓曲可將半球形電極92a置放成與較大組織區域接觸，從而增大電極之有效表面積(ASA)。使用半球形電極92a而非使用球形電極92預期可提高電極之ASA與TSA比率。
在所說明的具體實例中，第三撓曲段44最好包括呈錐形而形成防創傷性鈍端表面48的遠端區域。端表面48可利用雷射、電阻焊接或機器加工技術、由金屬材料形成。端表面48亦可利用黏結、層壓或嵌入模製技術、由聚合物材料形成。
至少一個半球形電極92可藉由例如點焊\雷射焊接或軟焊技術附接至遠端撓曲段44。至少一個球形電極92沿著 第三撓曲段44之長度的定位可變化。其可置放於例如第三撓曲段44之大約中部區域中，或離遠端比近端更近，或反之亦然。
圖19A及圖19B說明具有單一半球形電極92的第四具體實例。然而，可根據需要沿著第三撓曲段44設置許多其他半球形電極92。舉例而言，圖18C說明其中三個半球形電極92沿著第三撓曲段44之長度定位的第四具體實例。在一些具體實例中，一或多個半球形電極92可另外或替代地沿著第二撓曲段34定位，如下文所述。
E.第五代表性具體實例(第三撓曲段包括複絲刷式活性電極)
圖20A及圖20B展示細長軸桿16之代表性具體實例，其包括近端傳力段30、第一撓曲段32、及第二撓曲段34、及第三撓曲段44。在此具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及第二撓曲段34之材料、尺寸及組態類似於上述具體實例中的各別對應者。
然而在此具體實例中，第三撓曲段44經設定尺寸且組態成在其遠端攜帶具有複絲的刷式活性電極96。刷式電極96經設定尺寸且組態成直徑等於或大於第二撓曲段34。刷式電極96之直徑及複絲使刷式電極96之總表面積TSA提高，因此亦提高電極46之可能有效表面積。
又，此配置中的刷式電極96之整個長度具有與上述第三撓曲段44共同的撓性性質，或撓性大於上述第三撓曲段44。所選材料除賦予所要撓性外，亦具導電性。因此，刷 式電極96沿著其整個長度具有足以貼緊血管壁的撓性，其中電極之單絲獨立地偏轉且貼合血管壁，從而進一步增加電極之可能有效表面積。
與電極46之上述具體實例相比，刷式電極96之細絲當正面嚙合血管壁時更容易偏離血管壁，從而當電極96置放成與血管壁接觸時減小作用於血管壁的力。因此，複絲刷式電極96可視為具有防創傷性且可緩解對第三撓曲段44之需要(例如，若不設置第三撓曲段44，則刷式電極96可耦接至第二撓曲段34之遠端)。此外，由於電極之主動(例如經由所注射之熱力流體)或被動(例如經由血流)冷卻，因此刷式電極96之TSA增加可增強熱傳遞，此有利於經由電極傳遞較高功率電場以便熱誘導性協調目標腎臟神經而對腎臟血管結構之非目標組織的損傷降低。
F.第六代表性具體實例(第三撓曲段包括離軸力再分佈)
圖21A、圖21B及圖21C展示細長軸桿16之代表性具體實例，其包括傳力段30、第一撓曲段32、及第二撓曲段34、及第三撓曲段44。在此具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及第二撓曲段34之材料、尺寸及組態類似於上述具體實例中的各別對應者。
然而，與上述一些具體實例相比，此具體實例中的第三撓曲段44經設定尺寸且組態成有利於第一及/或第二撓曲段彎折或彎曲且降低血管壁接觸力。此可藉由離軸彎曲49達成，離軸彎曲49使第三撓曲段與血管壁之間所施加的 法向力向量定位偏離細長軸桿16之縱向軸。離軸彎曲49可藉由以下方式降低創傷風險：i)使導管柱上的軸向載荷向偏心載荷及/或側向載荷位移以有利於導管軸桿彎折，ii)改變作用於腎臟動脈壁之力方向，iii)藉由增加表面積來降低作用於腎臟動脈壁的壓力，及/或iv)有利於通過尖銳彎曲。應瞭解，術語離軸彎曲可與力重定向元件或預成形幾何形狀互換使用。
舉例而言，如圖21所示，第三撓曲段44之撓性結構74、聚合物塗層或包層110可包含呈無約束組態的離軸彎曲49。撓性結構74之材料及物理特徵經選擇應使得撓性結構74之軸向勁度及抗扭勁度不大於第三管狀結構62之軸向勁度及抗扭勁度，且撓性結構74之總體撓性至少等於且最好大於第三管狀結構62之撓性，此時控制線40不能使第三管狀結構偏轉。或者，力重定向元件49可為由具有所要撓性之線或管製成之第三撓曲段44中的彎曲，所要撓性可根據材料選擇及尺寸併入力阻抑段44中。舉例而言，力阻抑段44可由直徑為約0.10mm至0.20mm的鎳鈦諾線製成。
導管推入腎臟動脈內時，第三撓曲段44嚙合血管壁而與第一撓曲段32及/或第二撓曲段34之軸不對齊，此時產生法向力向量，呈無約束組態(如圖21A及圖21B中所示)之撓性結構74之彎曲或離軸彎曲將此法向力向量定位。預期法向力向量之此定位可降低導致第一及/或第二撓曲段彎折或彎曲所需的血管接觸力，亦可降低施加於血管壁之致創傷力的風險。另外/或者，此第二撓曲段可有利於無需旋轉細長軸桿16便可在腎臟動脈之對角內腔表面處建立接觸及治療。
為了論述導管與動脈壁之間的力相互作用，以下為有效勁度之直導管300的簡化實施例(如圖21D中所示)。如下文更詳細論述，如本發明所表示之諸如導管撓性、尺寸及幾何形狀之變數改變力相互作用。每個力均具有量值與方向。有效勁度之直導管施加於動脈壁的力之量值基本上等於照護者將導管推入體內所施加的力。在此實施例中，基本上筆直且有勁度之導管係藉由推動導管之近端來推入腎臟動脈內，因此導管推進軌跡為沿著導管軸平移之軌跡。因此，導管施加於動脈壁之力方向為沿著導管軸向前。在此簡化實施例中，動脈壁係由具有最大擴張強度及壁強度的彈性壁表示。動脈壁所施加的力包括法向力(垂直於表面之分力)，其藉由動脈壁抵抗擴張及刺穿的能力(彈性及強度之功能)特性化；及平行於動脈壁表面之分力，其藉由動脈壁與導管表面之間的摩擦力特性化。
直導管軸桿類似於在變形之前可抵抗沿著其軸之顯著載荷的柱。向柱側面施加載荷將導致柱在低於軸向載荷的力處彎曲。平行於柱、但在離其軸有一定距離處施加載荷(偏心載荷)將因載荷小於軸向載荷而導致柱彎折。載荷愈偏心，則柱彎折所必需的力愈小。專門經組態的力重定向元件49使導管之遠端尖偏離軸，以使得當遠端尖推入腎臟動脈壁內時，施加至遠端區域20之所有部分的載荷為偏心載荷。詳言之，載荷以與軸呈一定角度施加至力阻抑段44，從而有利於力阻抑段44變形或彎折；施加至可偏轉區段的載荷為導致其彎折的偏心載荷，如圖21F及圖21G中所示。因此，遠端區域20經組態以在小於壓迫動脈壁而導致過度創傷之載荷的載荷下變形，從而降低腎臟動脈壁受到創傷之風險。包含力重定向元件49之不同具體實例的遠端區域20之實施例展示於圖21H至圖21L中。
此外，導管施加至動脈壁的壓力為力除以接觸面積。只要導管尖接觸動脈壁，則該壓力等於力除以管尖之接觸表面積。若導管接觸動脈壁的接觸表面積SA大，諸如沿著能量傳遞元件24及力阻抑段44之側面，如圖21F中所示，則壓力因力所除的面積大得多而大大降低。舉例而言，具有0.049"直徑管尖之導管所施加的壓力比具有力重定向元件49之遠端總成之長度上所分散施加的壓力大約75%。
在一些具體實例中，力重定向元件49與力阻抑段44包含相同結構，其中力重定向元件為力阻抑段44中之預成形彎曲或曲形，如圖21H及圖21J中所示。或者，力重定向元件可為力阻抑段44中之兩個預成形彎曲或曲形，如圖21I及圖21K中所示，或力重定向元件可為使能量傳遞元件24之遠端尖57偏離細長體16之軸的多個彎曲或曲形及彎曲或曲形之組合，如圖21L中所示。
在其他具體實例中，力重定向元件49與力阻抑段44可包含各別結構。舉例而言，如圖21N中所示，力重定向元件49為具有預成形角彎曲的線或管。力重定向元件可連接至各別力阻抑段44，力阻抑段44在圖21N中為彈簧圈。
參看圖21H，力重定向元件49可包含角彎曲，其具有約135°與170°之間的角度α 4，例如小於或等於約160°，及約0mm與1mm之間的曲率半徑RoC4，例如小於或等於約0.25mm。力重定向元件49可沿著力阻抑段44定位於距離力阻抑段44近端約0mm至2mm內，例如小於或等於約0.25mm。位於力重定向元件49遠端之遠端總成53之長度可介於3mm與10mm之間，例如小於或等於約5mm。
參看圖21I，力重定向元件49可包含具有角度α 5及曲率半徑RoC5的第一角彎曲以及具有角度α 6及曲率半徑RoC6的第二角彎曲；其中角度α 5及α 6介於135°與170°之間，例如小於或等於約145°，曲率半徑RoC5及RoC6介於0mm與2mm之間，例如小於或等於約0.25mm。
如圖21J及圖21K中所示，第一代表性具體實例之力重定向元件49可包含一或兩個曲形。力重定向元件49可為曲形力阻抑段44。
如圖21K中所示，力重定向元件49可包含任何預成形幾何形狀，其使導管之遠端相對於可偏轉區段34之軸以預設角度α 7及距離L7置放，其中預設角α 7介於約15°至45°之間，例如小於或等於約20°，且距離L7介於約1mm與6mm之間，例如小於或等於約2mm。
上述力重定向元件可經取向以使得能量傳遞元件24在與可偏轉區段34之所要偏移撓曲大致相反方向之方向上及相同的平面內位移。或者，力重定向元件可經取向以使得能量傳遞元件24在與可偏轉區段34之所要偏移撓曲大致 相同方向之方向上及相同的平面內位移。
G.第七代表性具體實例(第二撓曲段包括預成形形狀)
圖22A至圖22K展示具有細長軸桿16之第七具體實例之代表性具體實例，其包括傳力段30、第一撓曲段32、第二撓曲段34及視情況存在之第三撓曲段44。在此等具體實例中，傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。
然而在此等具體實例中，第二撓曲段34可包含具有力重定向元件49之第三管狀結構62，力重定向元件49包含預成形形狀或幾何形狀，其在無約束組態下處於細長軸桿16之縱向軸之軸外或偏離細長軸桿16之縱向軸(參見例如圖22A及圖22B)，從而可有利於能量傳遞元件24在腎臟動脈內定位以與治療位點接觸。第二撓曲段34之長度及直徑可類似於第二撓曲段34之任一上述具體實例中所述者。在一個具體實例中，可指定第三管狀結構62之預成形形狀以使得第二撓曲段34具有所要曲率半徑RoC2及角度α 2(參見圖7C)，諸如上文所述。在其他具體實例中，預成形形狀可採取其他幾何及尺寸形式。第三管狀結構62可由例如形狀記憶材料(諸如鎳鈦合金(亦即鎳鈦諾))或彈簧鋼製成，以得到預成形形狀。
當經由血管內路徑推入腎臟動脈內及自腎臟動脈收回時，第二撓曲段34可定位於導引導管內，諸如導引導管96，在此血管內傳遞及收回期間可實質上伸直或約束第三管狀 結構62。第二撓曲段推進至導引導管遠端之後，第三管狀結構62可再呈現其離軸預成形形狀，例如以使得能量傳遞元件24與腎臟動脈壁接觸。除藉由第三管狀結構62之預成形形狀所設置之被動偏轉外，第二撓曲段34視情況可主動偏轉(例如經由附接至把手致動器260的控制線40，如上文所述)。或者，第二撓曲段34之偏轉可為完全被動的(亦即，可完全歸因於第三管狀結構之預成形形狀)，從而緩解對線40及致動器260的需要。
1.在預成形形狀之方向上的主動偏轉
當第二撓曲段34具有主動偏轉與被動偏轉組態時，第三管狀結構62可組態成使得第二撓曲段之主動偏轉偏向第三管狀結構之預成形形狀之方向。此可如下達成：使第三管狀結構62具有在該結構之預成形形狀之方向上的可壓縮性及與該結構之預成形形狀反向的抗壓縮彈性。在此組態中，主動偏轉可增強或放大藉由第三管狀結構之預成形形狀所得到之被動偏轉。
圖22C提供第二撓曲段34之代表性具體實例，其具有預成形形狀且經組態以向預成形形狀之方向主動偏轉。在圖22C中，第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其包括具有連接肋片68之脊柱66。脊柱66包含預成形形狀，在無約束組態中，其使第二撓曲段34定位於細長軸桿16之縱向軸之軸外或偏離細長軸桿16之縱向軸。預成形形狀之方向應使得，回應於牽引耦接至第三管狀結構62之遠端的控制線40，雷射切割圖案使第三管狀結構62之主動偏轉偏向 預成形形狀之方向。控制線40係經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。
2.經由單一控制線向預成形形狀之反方向的主動偏轉以達成雙向偏轉
作為圖22C之具體實例的替代例，當第二撓曲段34具有主動偏轉與被動偏轉組態時，第三管狀結構62可組態成使得第二撓曲段之主動偏轉偏向第三管狀結構之預成形形狀之實質上反方向。此可如下達成：使第三管狀結構62具有與該結構之預成形形狀反向的可壓縮性及朝向該結構之預成形形狀之方向的抗壓縮彈性。在此組態中，主動偏轉可降低或逆轉藉由第三管狀結構之預成形形狀所得到之被動偏轉。
圖22D提供第二撓曲段34之代表性具體實例，其具有預成形形狀且經組態以向預成形形狀之反方向主動偏轉。在圖22D中，第三管狀結構62又包含雷射切割圖案，其包括具有連接肋片68之脊柱66。如同在圖22C之具體實例中，脊柱66包含預成形形狀，在無約束組態中，其使第二撓曲段34定位於細長軸桿16之縱向軸之軸外或偏離細長軸桿16之縱向軸。然而，與圖22C之具體實例相比，預成形形狀之方向應使得，回應於牽引耦接至第三管狀結構62之遠端的控制線40，雷射切割圖案使第三管狀結構62之主動偏轉偏離預成形形狀之方向。
如圖22E至圖22G所示，當第二撓曲段34具有預成形形狀且經組態以向預成形形狀之反方向主動偏轉時，第二 撓曲段最好可經由單一控制線40達成雙向彎曲。如圖22E所示，在不存在主動偏轉之第二撓曲段34之無約束組態中(例如控制線40不處於拉伸狀態時)，第二撓曲段34呈現其第三管狀結構62之預成形形狀。如圖22F所示，施加至控制線40之拉力使第二撓曲段34之彎曲部分地或完全地伸直。如圖22G所示，在一些具體實例中，再牽引(亦即近端收回)控制線40可使第二撓曲段向其預成形形狀之反方向偏轉，從而經由單一控制線40使第二撓曲段達成雙向彎曲。
在傳遞及/或收回腎臟動脈內之能量傳遞元件24期間，控制線40可視情況處於拉伸狀態下，如圖22F，以便在此傳遞/收回期間使第二撓曲段34之預成形形狀至少部分地伸直。當定位於腎臟動脈內時，可自控制線40移除拉力以使第二撓曲段向其預成形形狀之方向偏轉，如圖22E，以便使能量傳遞元件24與腎臟動脈壁接觸。另外/或者，可將控制線40向近端牽引以使第二撓曲段向其預成形形狀之反方向偏轉，如圖22G，以便使能量傳遞元件24與腎臟動脈之反向壁接觸，而無需旋轉細長軸桿16。如上所述，第三撓曲段44最好達成可與腎臟動脈之任何壁接觸且可被動偏轉以使能量傳遞元件24至少部分地與動脈之所接觸壁對齊，從而達成第二撓曲段34之雙向偏轉。
3.向與預成形形狀組合之任何所要方向之主動偏轉
圖22C至圖22G說明第二撓曲段34之代表性具體實例，其組態成第二撓曲段可主動偏轉與被動偏轉，其中主 動偏轉可朝向或反向於被動偏轉之方向(亦即，第二撓曲段之預成形形狀之方向)。然而，應瞭解，在其他所預期的具體實例中，第二撓曲段之主動偏轉可根據需要而處於任何平面內，且不限於主動偏轉朝向預成形形狀之方向或預成形形狀之反方向。
4.縱向偏離預成形形狀之主動偏轉
在圖22C至圖22G中，第二撓曲段沿著共同縱向區段發生主動偏轉與被動偏轉。主動偏轉與被動偏轉可替代地/另外彼此縱向間隔或偏離。舉例而言，第二撓曲段34可包含經組態以主動偏轉的更近端區段及具有預成形形狀的更遠端區段，或反之亦然。主動偏轉可根據需要向預成形形狀之方向、預成形形狀之反方向或任何其他方向發生。
圖22H說明第二撓曲段34之代表性具體實例，其具有經組態以主動偏轉的更近端區段及具有預成形形狀的更遠端區段。為說明起見，第二撓曲段34之更近端區段經組態以向更遠端區段之預成形形狀的反方向主動偏轉。然而，應瞭解預成形形狀可替代地向主動偏轉之方向或任何其他方向定向。
如圖22H所示，第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其包括具有連接肋片68之脊柱66。與圖22A至圖22G之具體實例相比，焊料130使控制線40連接至位於第二撓曲段遠端近側之第三管狀結構62，例如第三管狀結構62之更近端區段之遠端及/或第三管狀結構之更遠端區段之近端。位於控制線40與第三管狀結構62附接處遠側的脊柱66包 含力重定向元件49，其包含預成形離軸形狀。回應於牽引耦接至位於脊柱預成形形狀近端之第三管狀結構62的控制線40，第三管狀結構之雷射切割圖案使第三管狀結構62之主動偏轉偏向預成形形狀之反方向。
現參看圖22I至圖22K，若第二撓曲段34之更近端區段經組態以向更遠端區段之預成形形狀之反方向主動偏轉，則第二撓曲段最好可有利於第一或第二撓曲段彎折且使能量傳遞元件24施加至血管壁的接觸力降低，從而可提供創傷性更小的治療及/或可緩解對視情況存在之第三撓曲段44的需要。另外/或者，此第二撓曲段可有利於無需旋轉細長軸桿16便可在腎臟動脈之反向角度的內腔表面處確立接觸及治療。
如圖22I所示，在不存在主動偏轉之第二撓曲段34之無約束組態中(例如不牽拉控制線40時)，第二撓曲段34之更遠端區段呈現其第三管狀結構62之預成形形狀。如上所述，當定位於腎臟動脈內時，第一撓曲段32可沿著或靠近腎臟動脈之上壁表面置放(參見例如圖7E)。如圖22J所示，不主動偏轉時，第二撓曲段之更遠端區段之預成形形狀可促使能量傳遞元件24及視情況存在之第三撓曲段44與上壁表面接觸。視情況存在之第三撓曲段之上述被動偏轉可使能量傳遞元件24至少部分地與上壁表面對齊，如圖所示。
如圖22K所示，牽拉控制線40可使第二撓曲段34之更近端區段向更遠端預成形形狀之反方向偏轉，例如向腎 臟動脈之下表面偏轉。預成形形狀可促使能量傳遞元件24以低於無預成形形狀時之接觸角度(亦即，角度小於與表面之垂直角)接觸下表面，從而降低施加至加熱元件(例如施加至加熱元件及/或視情況存在之第三撓曲段44)的彎折力以及施加至血管壁的穿刺力，由此可提供更強防創傷性的治療及/或可緩解對視情況存在之第三撓曲段44的需要。視情況存在之第三撓曲段之上述被動偏轉可使能量傳遞元件24至少部分地與下壁表面對齊，如圖所示。圖22J及圖22K說明無需旋轉細長軸桿16便可在腎臟動脈之對角內腔表面建立接觸及治療。
H.第八代表性具體實例(力重定向元件組態成有利於多向進入)
圖23A至圖23G展示具有細長軸桿16之第八具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括傳力段30、第一撓曲段32、及包含力重定向元件的力阻抑段44。在此等具體實例中，傳力段30、第一撓曲段32、力阻抑段44、力重定向元件49及能量傳遞元件24之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。
然而，在第八代表性具體實例中，力阻抑段44及力重定向元件49經組態以使能量傳遞元件24向多個方向偏轉，以使得能量傳遞元件24可置放於不同位置上與腎臟動脈內壁接觸。在此等具體實例中，力重定向元件49包含多個(亦即超過一個)彎曲。舉例而言，如圖23D中所示，彎曲49'與49"沿著導管軸相隔一定距離。第八具體實例組 態成可推入腎臟動脈內，然而可在傳遞外鞘95中收回。當在傳遞外鞘中收回遠端總成時，力阻抑段44及力重定向元件49可撓地與傳遞外鞘保持一致(參見圖23B)。當遠端總成在腎臟動脈內推進至所要深度時，拉回傳遞外鞘以使力重定向元件49之第一彎曲49'曝露，第一彎曲49'彈性變形以使力阻抑段44偏轉第一角度α 8，從而使能量傳遞元件24沿第一方向偏離管狀細長體16之軸(參見圖23C)。當進一步拉回傳遞外鞘以曝露第二彎曲49"時，第二彎曲彈性變形，使力阻抑段44偏轉第二角度α 9，從而使能量傳遞元件24沿第二方向偏離管狀細長體16之軸(參見圖23D)。
力重定向元件49可組態成具有多個角度α 8及α 9，如圖23A中所示，以使得當在腎臟動脈中展開時，能量傳遞元件24置放成沿著多個方向與腎臟動脈內壁接觸，此視力重定向元件49之自傳遞外鞘伸出之部分而定，如圖23E及圖23F中所示。角度α 8及α 9可大於90°且小於180°，以使得第一角度α 8減去第二角度α 9大於0°且小於90°，例如第一角度α 8可介於約130°與150°之間，例如小於或等於140°，且第二角度α 9可介於約90°與130°之間，例如小於或等於約110°。力阻抑段44之長度及力重定向元件49之位置經組態以使得能量傳遞元件24置放成以穩定接觸力與腎臟動脈內壁接觸。舉例而言，距離能量傳遞元件24遠端之長度(包括力阻抑段44至第一彎曲49')可為約8mm至11mm(例如小於或等於9.5mm)；第一角度α 8可為約130°至150°(例如小於或等於140°)；第一角度與第二角 度之間的長度可為約1.25mm至3mm(例如小於或等於1.5mm)；且第二角度α 9可為約90°至130°(例如小於或等於110°)。
或者，力重定向元件49可組態成具有平緩彎曲，諸如螺旋形狀，如圖23G中所示，以使得力阻抑段44可向多個三維方向偏轉，此視自傳遞外鞘伸出之力重定向元件49之比例而定。力重定向元件49與力阻抑段44之組合經組態以使得當呈撓性保形收回狀態之力重定向元件49推進而脫離傳遞外鞘時，其彈性變形以將固定於力阻抑段44之遠端的能量傳遞元件24置放成與腎臟動脈內壁接觸。舉例而言，力重定向元件49可包含螺旋結構，其具有約20°與50°之間(例如小於或等於30°)的螺旋角；約2mm至4mm(例如小於或等於3mm)之直徑；及約0.5至3圈(例如小於或等於1圈)；且力重定向元件49可定位於距離能量傳遞元件24之遠端約7mm至11mm處(例如小於或等於9.5mm)。
I.第九代表性具體實例(力阻抑段之長度可伸縮式調節)
圖24A至圖24D展示具有細長軸桿16之第九具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括傳力段30、第一撓曲段32、力重定向元件49及力阻抑段44。在此等具體實例中，傳力段30、第一撓曲段32、力重定向元件49、力阻抑段44及能量傳遞元件24之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。
然而，在第九代表性具體實例中，力重定向元件49連接至第一撓曲段32且力阻抑段44包含可滑動地含於管腔17中、通過力重定向元件49及管狀細長體16的撓性細長線或管，以使得藉由推動力阻抑段44之近端通過管腔17可使力阻抑段44可伸縮地脫離管腔17之遠端開口。如同上述具體實例，力重定向元件49組態成可撓地與導引導管之內部管腔保持一致且當不受導引導管約束時彈性偏轉所要角度。力重定向元件49包含如上文論述之使能量傳遞元件24偏離管狀細長體16之軸的角度，以使得當導管沿著軸向軌跡推進且能量傳遞元件24因接觸內部動脈壁而受到力時，促使力阻抑段44及管狀細長體彎折且修改流經動脈的軌跡。力阻抑段44之可伸縮調整長度可在縮短的同時推動遠端總成53通過腎臟動脈。當遠端總成在腎臟動脈中推進至所要距離時，力阻抑段44可伸縮地延長以促進能量傳遞元件24與腎臟動脈內壁之間接觸。
力重定向元件49可使力阻抑段44偏轉的角度類似於上述具體實例中之角度(諸如圖7B中所示之角度α 4)。舉例而言，力重定向元件49之角度可介於約130°與170°之間(例如小於或等於160°)。自力重定向元件49之彎曲遠端伸出的力阻抑段44之最小長度亦可類似於上述具體實例中之力阻抑段44之長度L4(如圖7A中所示)。舉例而言，力阻抑段44之最小伸出長度可介於約2mm與5mm之間。自管腔17之遠端開口伸出之力阻抑段44之長度可伸縮地增至約5mm至30mm(例如小於或等於20mm)之最大長 度。或者，角度α 4與可伸縮式伸出之力阻抑段44之長度組合可使能量傳遞元件24偏離管狀細長體16之軸約1mm與15mm之間的距離。
如圖24D中所示，力阻抑段44可進一步包含使能量傳遞元件24之遠端尖偏離力阻抑段44之軸的第二力重定向元件49'，以使得當力阻抑段44可伸縮地推進時，與動脈接觸所產生的載荷偏離力阻抑段44之軸，從而促進力阻抑段44彎折。
力阻抑段44可包含例如傳輸能量及感測信號往返於能量傳遞元件24的電絕緣鎳鈦諾線及導線，且產生器26可固持於電絕緣與鎳鈦諾線之間的空間內。力阻抑段44之近端可延伸通過管腔至管狀細長體管腔之近端開口，其中可操縱其以使自管腔17之遠端開口伸出之力阻抑段44之遠端部分可伸縮地延長。或者，可利用把手200中之致動器260操縱力阻抑段44之近端。
J.第十代表性具體實例(第二撓曲段有利於受控的多向偏轉)
圖25A至圖25W展示具有細長軸桿16之代表性具體實例，其包括傳力段30、第一撓曲段32、第二撓曲段34、能量傳遞元件24及視情況存在之第三撓曲段44(參見圖25A)。在此等具體實例中，傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。此外，圖25之具體實例中第二撓曲段34之長度及直徑可類似於第二撓曲段34 之任一上述具體實例中所述的長度及直徑。此外，第二撓曲段34之受控彎曲可使第二撓曲段達成所要的曲率半徑RoC2及角度α 2(參見圖7C)，諸如上文所述。
然而，在本發明之此具體實例中，第二撓曲段34可有利於向多個不同方向的受控偏轉，例如可包含多根控制線40以便使第二撓曲段向多個不同方向受控偏轉。第二撓曲段之受控多向彎曲可有利於將能量傳遞元件24置放成與腎臟動脈內的治療位點或多個治療位點穩定接觸。能量傳遞元件之此控制置放可特別適用於血管相對扭曲的患者。舉例而言，若在第二撓曲段向第一方向之受控彎曲下，能量傳遞元件24置放成與腎臟動脈治療位點接觸為次佳，則可使第二撓曲段受控制地向第二方向偏轉以最佳地置放能量傳遞元件與治療位點接觸或與替代性或其他治療位點接觸。此外，穩定接觸及能量傳遞可經由第二撓曲段之受控多向偏轉、在多個治療位點達成。
在一些代表性具體實例中，第二撓曲段可包含與肋片耦接或由線圈圍繞之中心定位脊柱；該中心定位脊柱可具有有利於受控多向彎曲的幾何形狀。第二撓曲段可包含多個經肋片連接的環向定位脊柱，或有利於受控多向彎曲的中心定位脊柱。
1.中心定位脊柱
圖25B至圖25M提供第二撓曲段34之代表性具體實例，其具有受控多向彎曲組態，具有中心脊柱及多根控制線。
在圖25B及圖25C之具體實例中，第二撓曲段具有受控雙向彎曲組態。如圖25B之橫截面所示，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含中心定位脊柱66，其具有將第三管狀結構實質上分成兩半的實質上扁平或條帶形狀(亦即，脊柱寬度明顯大於其深度)。直徑小於脊柱深度之中心管腔可經由供輸電線及/或感測器/熱電偶線29通過之脊柱66之中心形成。或者，線29可穿過由中心定位脊柱66及肋片68界定的管腔。
第三管狀結構62可經由例如放電機器加工(EDM)、顯微機器加工及/或擠壓製成，以形成具有含管腔之條帶的管，其中該條帶將該管等分為二，如圖25B。如圖25C所示，雷射切割圖案接著可沿著其長度移除帶狀管之扇區以沿著管長度、每隔一定距離形成連接肋片68a及68b，連接助片68a及68b圍繞第三管狀結構62之周長在脊柱66之對置兩側延伸。控制線40a及40b經由位於脊柱66之對側上的焊料130附接至第二撓曲段之遠端且沿著徑向定位於脊柱66與肋片68之間的第三管狀結構之長度移行。
或者，可偏轉區段34可包含具有抗壓縮彈性且由第三管狀結構62圍繞的中心定位脊柱66。第三管狀結構可壓縮且可包含雷射切割海波管、具有鬆散間距之空心線圈、空心電纜、辮狀軸桿等。脊柱可沿著其長度連接至第三管狀結構62，可在僅一個或幾個位置(例如在其遠端)連接至結構，或可浮動或摩擦配合於螺旋狀第三管狀結構中。
脊柱66之幾何形狀與肋片68a及68b之幾何形狀以及控制線40a及40b之遠端附接位置組合，有利於第二撓曲段34之受控雙向彎曲，例如回應於牽引線40a或40b至垂直於脊柱寬度的平面，脊柱66發生實質上的約束性彎折或彎曲。回應於牽引控制線40a、同時控制線40b不處於顯著拉伸狀態下，第二撓曲段向第一方向偏轉(參見圖25C)。回應於牽引控制線40b、同時控制線40a不處於顯著拉伸狀態下，第二撓曲段向第二、相反方向偏轉。
雖然圖25B及圖25C說明第二撓曲段34之雙向彎曲具體實例，但第三管狀結構62可製成具有中心定位脊柱，其有利於依據需要向多個方向彎曲。圖25D至圖25J說明具有中心定位脊柱之第二撓曲段之具體實例，該中心定位脊柱具有受控四向偏轉組態。如圖25G至圖25I所示，第三管狀結構62包含中心定位脊柱66，其具有縱向間隔之脊柱帶狀區段66a及66b，在沿著第三管狀結構長度之替代圖案中，區段66a與66b之寬度在角度上彼此偏離約90°。中心定位管腔沿著第三管狀結構之長度延伸通過帶狀區段以用作輸電線及/或感測器/熱電偶線29之通道。各對脊柱帶狀區段66a與66b之間，脊柱66徑向向外擴張而形成使各對脊柱帶狀區段連接的脊柱帶狀連接段66c。
在圖25G至圖25I之具體實例中，各連接段66c具有向第三管狀結構62之周長延伸的四個側邊或伸出部。四個側邊或伸出部之大部分徑向點在角度上與帶狀區段66a及66b之寬度偏離約45°。連接肋片68a、68b、68c及68d使各連接段66c中位於大部分徑向點之四個側邊或伸出部各自連接，從而在各連接段66c之水平面形成圓周環或箍。
第三管狀結構62因此沿著該結構之長度包含一系列重複區段。各重複區段具有含肋片68之第一連接段66c；沿著長度繼之為帶狀區段66a，其寬度在角度上與第一連接段66c之側邊或伸出部之大部分徑向點偏離45°；沿著長度繼之為含肋片68之第二連接段66c，該第二連接段之側邊或伸出部之大部分徑向點在角度上與帶狀區段66a之寬度偏離45°且在角度上與第一連接段66c之側邊或伸出部之大部分徑向點對齊；沿著長度繼之為帶狀區段66b，其寬度在角度上與第二連接段66c之側邊或伸出部之大部分徑向點偏離45°且在角度上與帶狀區段66a之寬度偏離90°；沿著長度繼之為重複性第一連接段66c；等。圖25G之第三管狀結構62可利用例如EDM、顯微機器加工及/或擠壓之組合製成，且雷射切割而形成肋片68，該重複性第一連接段之側邊或伸出部之大部分徑向點在角度上與帶狀區段66b之寬度偏離45°且在角度上與第二連接段66c之側邊或伸出部之大部分徑向點對齊；等。
帶狀區段66a及66b之寬度較佳小於第三管狀結構62在各連接段66c之水平面之直徑(例如小於肋片68所形成之環之直徑)，以使得第三管狀結構62之重複區段之幾何形狀沿著第三管狀結構之長度形成四個縱向空隙。其中兩個空隙與脊柱帶狀區段66a之寬度實質上對齊，但徑向向外定位，而剩餘兩個空隙與脊柱帶狀區段66b之寬度實質上對齊，但徑向向外定位。因此，四個空隙在角度上與連接段66c之側邊或伸出部之大部分徑向點偏離約45°，亦即空隙佔據側邊或伸出部之間的空間，其中側邊或伸出部向第三管狀結構62之周長延伸且經肋片68連接。
控制線40a、40b、40c或40d沿著第三管狀結構之長度定位於內各空隙內且經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。牽引任一控制線、同時其餘三根控制線不處於顯著拉伸狀態，可提供第二撓曲段34向線牽引方向之受控偏轉(或者，可牽引任何三根控制線，同時第四根控制線不處於顯著拉伸狀態，以便提供第二撓曲段向控制線不受牽引之反方向之受控偏轉)。以此方式，第二撓曲段34可具有受控四向彎曲組態，其四個方向彼此呈約90°角偏移或異相。
舉例而言，如圖25H所示，牽引線40a促使帶狀區段66a(其寬度處於垂直於線40a之平面的平面內)向線40a方向彎折或彎曲，提供第三管狀結構62及第二撓曲段34向線40a方向的受控彎曲。同樣，如圖25I所示，牽引線40b促使帶狀區段66b向線40b方向彎折或彎曲，提供第二撓曲段34向線40b方向的受控彎曲。反之，牽引線40c會促使帶狀區段66a(從而第二撓曲段34)向線40a所達成之反方向彎折或彎曲(未圖示)，而牽引線40d會促使帶狀區段66b(從而第二撓曲段34)向線40b所達成之反方向彎折或彎曲(未圖示)。
在一些多向偏轉具體實例中，諸如圖25G至圖25J中所示之具體實例，牽引任何兩根相鄰控制線、同時剩餘控制線不處於顯著拉伸狀態，可提供第二撓曲段34向與藉由牽引任一根控制線40所達成之方向偏離或異相之其他方向的受控偏轉。當牽引兩根相鄰線時，預期實質上所有的交替帶狀區段66a及66b會彎折或彎曲。帶狀區段66a預期將在其撓性偏移平面內向第一控制線所施拉力之方向彎曲，而交替帶狀區段66b預期將在其撓性偏移平面內向第二相鄰控制線所施拉力之方向彎曲。交替帶狀區段將向彼此偏離約90°之方向彎曲。交替帶狀區段66a與66b之彎曲量將與每根各別控制線所施加之拉伸量成比例。沿著第二撓曲段34之總長度使兩個交替帶狀區段均彎曲的累積效應將為向兩個撓性偏移平面之間的方向彎曲。以此方式，第二撓曲段34可組態成藉由牽引四根控制線40之一向四個方向受控偏轉，及藉由以相等或不成比例之拉力牽引兩個相鄰控制線40向其他方向受控偏轉。
如圖25D所示，第三管狀結構可經由EDM、顯微機器加工及/或擠壓製成具有脊柱連接段66c之橫截面。如圖25F所示，在第三管形構件62之第一側向截面平面(該平面在角度上與第三管狀結構之內部部分和管外部部分連接處偏離約45°)內雷射切割，可形成脊柱帶狀區段66a，且脊柱帶狀區段66b之水平面之直徑縮窄。同樣，如圖25E所示，在第三管狀構件62之第二側向截面平面(該平面垂直於(亦即在角度上偏離90°)第一側向截面平面)內雷射切割，可形成脊柱帶狀區段66b及脊柱連接段66c，且脊柱帶狀區段66a之水平面之直徑縮窄。由此得到具有四個側邊的脊柱連接段66c，如圖25G。
現參看圖25J，描述具有四向受控偏轉(及牽引兩根相鄰控制線時向其他方向偏轉，如上文所述)組態之第三管狀結構的另一組態。在圖25J中，脊柱帶狀區段66a及66b各自徑向向外擴張以沿著僅兩個向第三管狀結構62之周長延伸的側邊或伸出部連接至脊柱連接段66c。兩個側邊或伸出部之大部分徑向點與帶狀區段66a及66b每一者之寬度分別實質上對齊。連接肋片68a及68b、68c及68d將存在於各連接段66c處之四個側邊或伸出部中之每一者連起來(自帶狀區段66a及66b每一者發出的兩個此側邊或伸出部分別與其餘兩個側邊或伸出部呈約90°異相)，在各連接段66c之水平面形成圓周環或箍。
第三管狀結構62因此沿著該結構之長度包含一系列重複區段。各重複區段具有含肋片68之第一連接段66c；沿著長度繼之為帶狀區段66a，其寬度在角度上與第一連接段66c之兩個側邊或伸出部之大部分徑向點對齊且與第一連接段之其餘兩個側邊或伸出部呈約90°異相；沿著長度繼之為含肋片68之第二連接段66c，該第二連接段具有四個側邊或伸出部，在四者之大部分徑向點中，其中兩者又與帶狀區段66a之寬度對齊且兩者與帶狀區段66a呈約90°異相；沿著長度繼之為帶狀區段66b，其寬度在角度上與和帶狀區段66a之寬度對齊之第二連接段66c之兩個側邊或伸出部之大部分徑向點偏離90°，且其寬度在角度上與第二連接段66c之剩餘兩者之大部分徑向點對齊；沿著長度繼之為具有肋片68之重複性第一連接段66c，該重複性第一連接段具有四個側邊或伸出部，在四者之大部分徑向點中，其中兩者又與帶狀區段66b之寬度對齊且兩者與帶狀區段66b呈約90°異相。
在圖25J之具體實例中，兩個管腔靠近各帶狀區段之寬度之任一端部分別延伸通過各帶狀區段66a及66b(亦即，除中心定位管腔供線29通過外，共有四個此等管腔)。控制線40可通過此等管腔用於第二撓曲段34之受控四向偏轉(及牽引兩根相鄰控制線時向其他方向偏轉)，如上文所述。
圖25B及圖25C說明其中中心定位脊柱66具有雙向受控偏轉組態的第二撓曲段34，而圖25G至圖25I說明其中中心定位脊柱66具有四向受控偏轉(及牽引兩根相鄰控制線時向其他方向偏轉，如上文所述)組態的第二撓曲段34。第二撓曲段可替代地包含經組態以依據需要向多個其他方向偏轉的中心定位脊柱66。舉例而言，可提供按照其他角度偏移且由具有其他側邊之脊柱連接段所連接的其他帶狀區段(舉例而言，如圖25K所示，為達成六方向彎曲，可提供按照60°角度偏移、由具有六個側邊或伸出部之脊柱連接段所連接的三交替式脊柱帶狀區段，該等側邊或伸出部之大部分徑向點向第三管狀結構62之周長延伸而與脊柱帶狀區段之邊緣角對齊，以便產生六個偏離約30°(與任一脊柱帶狀區段之寬度偏離)的空隙。與適當肋片68及控制線40組合時，可達成向多個方向的受控偏轉。然而，預期第二撓曲段34可隨著交替性帶狀區段之數目增大而勁度遞增，由此對所能得到的受控偏轉方向數造成實際限制。
現參看圖25L及圖25M，作為其中第三管狀結構62包含中心定位脊柱與形成連接肋片之雷射切割圖案組合之第二撓曲段34的替代例，第二撓曲段34可包含由螺旋狀第三管狀結構62圍繞的中心定位脊柱66。螺旋狀第三管狀結構可增強第二撓曲段34之撓性。螺旋狀第三管狀結構可包含雷射切割海波管、空心線圈、空心電纜、辮狀軸桿等。脊柱可沿著其長度連接至螺旋狀第三管狀結構62，可在僅一個或幾個位置(例如在其遠端)連接至該結構，或可浮動或摩擦配合於螺旋狀第三管狀結構中。
脊柱66可包含圖25B至圖25K中所示之任一脊柱(例如，可呈扁平狀或帶狀，如圖25B及圖25C；或可包含角偏移交替帶，如圖25G至圖25K)，或可依據需要包含任何其他數目之交替帶以有利於依據需要向多個方向受控偏轉。脊柱可經由例如EDM、顯微機器加工及/或擠壓製成且可包含沿著其長度的雷射切割圖案以增強撓性。脊柱可沿著其長度交替配置成例如螺旋形雷射切割圖案。
在圖25L及圖25M中，第二撓曲段34說明性地具有受控雙向偏轉組態。脊柱66包含扁平狀或帶狀脊柱，且螺旋狀第三管狀結構62包圍脊柱。控制線40a及40b經由位於脊柱66之對側上的焊料130附接至第二撓曲段之遠端。如圖25B及圖25C之具體實例，牽引控制線40a、同時控制線40b不處於顯著拉伸狀態(參見圖25M)，可使第二撓曲段34向第一方向偏轉。回應於牽引控制線40b、同時控制線 40a不處於顯著拉伸狀態，第二撓曲段向第二相反方向偏轉。
包含多向偏轉的具體實例可進一步包含含有如上文所述之撓性結構74的第三撓曲段44。
另一多向致動器260可包含耦接至多根控制線的多向操縱桿，如圖25W。或者，可提供一或多個雙向致動器，各用於向指定平面中的兩個方向致動。
2.環向定位脊柱
圖25N至圖25S展示細長軸桿16之第二具體實例之代表性具體實例，其包括近端傳力段30、第一或近端撓曲段32、第二或中間撓曲段34、及視情況存在之第三或遠端撓曲段44。在此等具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。
然而在此具體實例中，第二撓曲段34可包含具有兩個或兩個以上環向定位脊柱66的第三管狀結構62。如上文更詳細論述，需要第二撓曲段向多個方向之優先偏轉。此可如下達成：使第三管狀結構62具有向所要偏轉方向的可壓縮性及沿著垂直於偏轉面之平面的抗壓縮彈性。在此具體實例中，此可變壓縮性係利用兩個或兩個以上環向定位脊柱達成，該等環向定位脊柱具有抗壓縮彈性，更具有足以向偏移壓縮方向彎曲的撓性。兩個具有抗壓縮彈性的環向定位脊柱形成具有抗壓縮彈性且通過該兩個環向定位脊柱的平面。圖25N至圖25S說明具有多個環向定位脊柱及控制線40、具有受控多向彎曲組態之第二撓曲段34之第二具體實例的代表性具體實例。
在圖25N及圖25O之具體實例中，第二撓曲段34具有受控雙向彎曲組態。如圖25N之橫截面所示，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其形成對角(亦即，角偏移約180°)環向定位脊柱66a及66b，從而將第三管狀結構之周長等分為二，由分別定位於第三管狀結構兩側、圍繞其周長的連接肋片68a及68b連起來。連接肋片68a及68b各自可圍繞第三管狀結構之周長跨越約180°之弓形區段。控制線40a及40b經由分別位於第三管狀結構62之對側、在角度上偏離脊柱66a及66b的焊料130a及130b附接至第二撓曲段之遠端。
各脊柱66a及66b之寬度分別不明顯大於各脊柱之深度(例如，各脊柱之寬度可小於或等於其深度)，以便有利於第三管狀結構62向肋片68a及68b之方向雙向偏轉，同時限制向脊柱之方向偏轉(亦即，限制在包括兩個脊柱之平面中偏轉)。位於第三管狀結構62之第一側上之肋片68a視情況可與第三管狀結構之對側上之肋片68b沿著該結構之長度交替配置，此可增強第二撓曲段34之撓性及/或有利於第二撓曲段34之受控偏轉。
脊柱66a及66b之幾何形狀以及肋片68a及68b與控制線40a及40b之遠端角偏移附接位置組合，可有利於第二撓曲段34之受控雙向彎曲。隨著牽引控制線40a、同時控制線40b不處於顯著拉伸狀態，第二撓曲段向第一方向偏轉(參見圖25O)。隨著牽引控制線40b、同時控制線40a不處於顯著拉伸狀態，第二撓曲段向第二相反方向偏轉。
雖然圖25N及圖25O說明第二撓曲段34之雙向彎曲具體實例，但可藉由添加由肋片連接之其他環向定位脊柱及添加其他控制線來製造第三管狀結構62以有利於依據需要向多個方向彎曲。舉例而言，圖25P及圖25Q說明具有受控三向偏轉組態之第二撓曲段之具體實例。在圖25P及圖25Q中，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其形成在角度上偏移之環向定位脊柱66a、66b及66c，從而將第三管狀結構之周長等分為三，由分別圍繞第三管狀結構之周長定位的連接肋片68a、68b及68c連起來。脊柱可圍繞第三管狀結構之周長在角度上彼此偏離約120°。
脊柱包含縱向間隔之膨脹元件67，諸如波浪形或S形元件，以在壓縮性彎曲期間抵抗脊柱壓縮，同時有利於脊柱在拉伸彎曲期間適度延長。脊柱66以使脊柱細長之方式(例如將脊柱置於拉伸狀態下)彎曲時，膨脹元件67至少部分地伸直以達成此脊柱延長。反之，脊柱66以使脊柱縮短(例如將脊柱置於壓縮狀態下)之方式彎曲時，膨脹元件67具有抵抗此脊柱壓縮的幾何形狀。以此方式，膨脹元件67允許脊柱66達成所要方向的受控偏轉，同時抵抗其他方向之偏轉。膨脹元件67(以及脊柱66或第三管狀結構62)可視情況由形狀記憶合金(諸如鎳鈦諾)製成，以使得膨脹元件在脊柱66移除拉伸之後恢復其波浪形狀。
在定位於脊柱之間之第三管狀結構62之周長的各三分之一弧段中，控制線40a、40b或40c經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。控制線40a、40b及40c可藉由間隔元件(未圖示)相對於脊柱66a、66b固持就位，間隔元件可為例如包含供控制線通過之管腔的撓性擠出聚合物管。牽引任一控制線、同時其餘兩根控制線不處於顯著拉伸狀態，可提供第二撓曲段34向線牽引方向之受控偏轉。舉例而言，牽引控制線40c時，兩個相鄰脊柱66c及66b抵抗壓縮且形成彎矩。第三管狀結構62在控制線40c正受牽引之彎矩一側壓縮，且在彎矩之對側膨脹。實質上定位於受牽引之控制線40c之對角的脊柱66a之膨脹元件67至少部分地膨脹(至少暫時地)以達成第三管狀結構之彎曲。以此方式，第二撓曲段34可具有受控三向彎曲組態，三個方向彼此呈約120°偏移或異相。
圖25R及圖25S說明具有受控四向偏轉組態之第二撓曲段之具體實例。在圖25R及圖25S中，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其形成具有膨脹元件67、在角度上偏移之環向定位脊柱66a、66b、66c及66d，從而將第三管狀結構之周長等分為四，由分別圍繞第三管狀結構之周長定位的連接助片68a、68b、68c及68d連起來。脊柱可圍繞第三管狀結構之周長在角度上偏離約90°。
在定位於脊柱之間之第三管狀結構62之周長的各四分之一弧段中，控制線40a、40b、40c或40d經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。牽引任一控制線、同時其餘三根控制線不處於顯著拉伸狀態，可提供第二撓曲段34向線 牽引方向之受控偏轉。以此方式，第二撓曲段34可具有受控四向彎曲組態，其四個方向彼此呈約90°偏離或異相。
圖25N至圖25S說明其中環向定位脊柱具有雙向、三向或四向受控偏轉組態的第二撓曲段34。如熟習此項技術者顯而易知，第三管狀結構62之雷射切割圖案可包含具有膨脹元件67且由圍繞該結構周長之連接肋片68連接的許多環向定位脊柱66，從而依據需要將周長等分成多個弧段(例如二等分、三等分、四等分、五等分、六等分、七等分、八等分、九等分、十等分，等)。與適當控制線組合時，可達成向多個方向的受控偏轉。然而，預期第二撓曲段34隨著圍繞其周長之弧段數目(亦即，環向定位脊柱數目)增大而將勁度遞增，此對所能達到的受控偏轉方向數造成實際限制。
3.中心定位脊柱與環向定位脊柱組合
圖25T至圖25U說明具有受控多向偏轉組態之第二撓曲段34之第八具體實例的代表性具體實例，其具有中心定位脊柱66與多個環向定位脊柱66及多根控制線40之組合。
在圖25T及圖25U之具體實例中，第二撓曲段34說明性地具有受控雙向偏轉組態。中心定位脊柱66a呈實質上扁平狀或帶狀，而第二撓曲段34之第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其形成在角度上與中心定位脊柱66a之邊緣對齊的環向定位脊柱66b及66c(亦即，脊柱66b及66c可圍繞第三管狀結構周長在角度上偏離約180°)，且形成圍繞第三管狀結構62之周長連接環向定位脊柱66b及66c的肋片 68a及68b(參見圖25T)。中心定位脊柱66a與經連接肋片68a及68b所連接的環向定位脊柱66b及66c將第三管狀結構周長等分為二。控制線40a及40b經由位於中心定位脊柱66a對側、在角度上偏離環向定位脊柱66b及66c的焊料130附接至第二撓曲段之遠端。
中心定位脊柱66a之寬度W實質上大於中心定位脊柱66a之厚度T。中心定位脊柱66a以及環向定位脊柱66b及66c之幾何形狀有利於第三管狀結構向肋片68a及68b之方向(亦即，垂直於中心定位脊柱66a之寬度)雙向偏轉，同時限制向環向定位脊柱66b及66c之方向(亦即，平行於中心定位脊柱66a之寬度)偏轉。
中心定位脊柱66a之邊緣可沿著其長度之全部或一部分(例如在中心定位脊柱66a之遠端)附接至環向定位脊柱66b及66c，或中心定位脊柱66a可實質上浮動於第三管狀結構62內。或者，中心定位脊柱66a之邊緣可定位於由環向定位脊柱66b及66c形成或鄰接於環向定位脊柱66b及66c所形成的通道或定位槽(未圖示)中以使中心定位脊柱與環向定位脊柱之邊緣在角度上對齊，同時有利於改變縱向對齊形式(此可增強第二撓曲段34之撓性)。
中心定位脊柱66a與環向定位脊柱66b及66c之幾何形狀以及連接肋片68a及68b與控制線40a及40b之遠端角偏移附接位置組合，可有利於第二撓曲段34之受控雙向彎曲。隨著牽引控制線40a、同時控制線40b不處於顯著拉伸狀態，第二撓曲段向第一方向偏轉(參見圖25U)。隨著牽 引控制線40b、同時控制線40a不處於顯著拉伸狀態，第二撓曲段向第二相反方向偏轉。
儘管圖25T及圖25U之第二撓曲段34說明性地具有受控雙向偏轉組態，但應瞭解，具有中心定位脊柱及多個環向定位脊柱的第二撓曲段可藉由增加圍繞中心定位脊柱長度交替配置之角偏移脊柱帶狀區段數目及藉由增加具有膨脹元件67且與中心定位脊柱之脊柱帶狀區段對齊之環向定位脊柱數目而組態成可依據需要向多個其他方向受控偏轉。參見例如上文針對圖25G至圖25K及圖25P至25S所述的中心定位脊柱及環向定位脊柱。舉例而言，圖25G至圖25J之四向中心定位脊柱可與圖25R及圖25S之四個環向定位脊柱組合使用，以達成第二撓曲段34之四向受控偏轉。可依據需要提供其他方向的控制。
4.用於多向受控偏轉的把手致動器
在一代表性具體實例中，如圖25V中所示，把手總成200之致動器260包含球窩接頭，以便經由受控牽引一或多根在近端終止於致動器且在遠端終止於第二撓曲段的控制線40來達成第二撓曲段34之多向受控偏轉。圖25V說明性地展示圍繞把手總成200環向間隔且環向延伸至第二撓曲段的控制線40。致動器260可相對於把手總成向所有方向旋轉，從而依據需要牽拉任何線，以用控制方式使第二撓曲段向多個方向偏轉。
另一多向致動器260可包含耦接至多根控制線的多向操縱桿，如圖25W。或者，可提供一或多個雙向致動器， 各用於向指定平面中的兩個方向致動。
K.第十一代表性具體實例(第二撓曲段具有螺旋偏轉組態)
圖26A至圖26L展示具有細長軸桿16之第十一具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括近端傳力段30、第一撓曲段32、第二或中間撓曲段34、及視情況存在之第三或遠端撓曲段44(參見圖26A)。在此等具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。此外，圖26之具體實例中第二撓曲段34之長度及直徑可類似於第二撓曲段34之任一上述具體實例中所述的長度及直徑。
然而，在本發明之第十一具體實例中，第二撓曲段34具有螺旋偏轉組態。第二撓曲段之螺旋偏轉可有利於第二撓曲段與腎臟動脈內壁之間建立完全或部分的環向接觸。此會減小熱元件24與動脈內壁之間的接觸角，降低熱元件施加至血管壁的力，提供創傷性更小的治療，降低動脈壁被銳切的降低，提供熱元件側邊與血管壁之間的良好接合及/或可使熱元件在治療及心搏週期期間穩定抵靠血管壁就位。此外，螺旋偏轉可沿著其與腎臟動脈內壁之接觸路徑提供縱向間隔的環向強度，從而可降低在治療期間因血管痙攣所致之內腔狹窄及血流阻塞的風險。
在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，第二撓曲段34之螺旋偏轉可緩解對視情況存在之第三撓曲段44 的需要。
在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，一或多個熱元件24可沿著螺旋偏轉式第二撓曲段34之長度定位及/或可定位於其遠端。提供多個熱元件時，可指定熱元件在展開組態中的縱向及/或環向間距，以有利於在腎臟動脈內形成具有所要縱向及/或環向間距的治療段，同時完全避免或減少熱元件之旋轉及/或縱向再定位。
在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，一或多個實質上球形、圓柱形、半球形或半圓柱形電極(如上文所述)可沿著第二撓曲段之長度定位。
在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，較長且實質上連續的熱元件可沿著螺旋偏轉式第二撓曲段之長度定位。熱元件可經組態以對組織進行直接熱調節，諸如經由在第二撓曲段內注射熱流體，及/或經由電阻加熱或經由螺旋第二撓曲段之泊耳帖冷卻(Peltier cooling)。直接加熱熱元件24可有利於形成比電極可達成之治療段更長的治療段，例如可有利於形成螺旋治療段，在腎臟動脈內提供縱向間隔之環向治療段。
直接加熱亦可有利於經由相對較長時段的能量傳遞、以相對低於基於電極之熱元件所能達成之能量密度的能量密度進行腎臟神經協調。此可允許血流自腎臟動脈內壁移除過多熱能，從而降低非目標壁組織受到損傷的風險，同時有利於目標腎臟神經之溫度變為足以達成所要腎臟神經協調的溫度(回應於對經由熱元件24所施加之直接熱調節)。
應瞭解，任一上述熱元件24及熱元件之非剛好螺旋形具體實例可為較長且連續的，及/或可組態成可對組織進行直接熱調節。舉例而言，圖17中所示之第二代表性具體實例之撓性電極90可替代地包含經組態以對組織進行直接熱調節的熱元件。
第二撓曲段34具有螺旋偏轉組態時，其螺旋之性質應適於置入目標血管內，諸如腎臟動脈，及適於形成所要治療段。舉例而言，螺旋應組態成可以低輪廓組態傳遞，其中直徑及縱向長度類似於第二撓曲段34之任一上述具體實例所述的直徑及縱向長度及/或縱向長度類似於腎臟動脈之上述長度(例如，直徑經組態以置入5 French至8 French的導引導管內且長度L3介於約5 mm與30 mm之間，例如長度L3為約10 mm至30 mm)。此外，螺旋應組態成可展開為直徑適於沿著所要縱向長度建立與血管內壁之部分或完全環向接觸的膨脹組態。如上所述，腎臟動脈之自然內直徑可在約2 mm與約10 mm之間變化，亦即，腎臟動脈之自然內半徑可在約1 mm與5 mm之間變化。最常見的是，腎臟動脈直徑在約2 mm與約8 mm之間變化，亦即，腎臟動脈之半徑在約1 mm與約4 mm之間變化。
螺旋之半徑(亦即直徑)rHelix定義為：
其中LArc為沿著螺旋之弧長，tHelix為沿著螺旋之縱向長度而環繞的弧角度(亦即，沿著螺旋之縱向長度、圍繞細長軸桿16之軸旋轉的角度)，且PHelix為螺距。螺距定義為螺旋上由螺旋之一個整轉所分隔之兩點間的縱向距離。
螺旋之縱向長度LLong因此定義為：
藉由將方程式(17)代入方程式(16)，可展示：
在傳遞組態中，上述適當直徑(半徑)及第二撓曲段34之長度及/或腎臟動脈之長度限制第二撓曲段之初始螺旋半徑rHelix1及初始縱向長度LLong1。此外，在展開組態中，待治療之腎臟動脈之內直徑(半徑)限制第二撓曲段之偏轉螺旋半徑rHelix2。如方程式(18)中所說明，藉由可逆性改變螺旋tHelix、LArc或LLong(或PHelix)或其組合可使第二撓曲段之螺旋半徑自rHelix1可逆地膨脹至rHelix2。此外，根據方程式(17)，螺旋縱向長度可隨螺旋PHelix及/或tHelix變化而變化。
螺旋偏轉式第二撓曲段包含多個沿著其長度定位的熱元件24時，該等熱元件可沿著第二撓曲段螺旋之展開間距PHelix2定位，以使熱元件在第二撓曲段之展開組態中達成所要的縱向及/或環向間距(例如在腎臟動脈具有最大預期半徑時提供熱元件在縱向及/或環向上之最小所要間距)。此可有利於在腎臟動脈內形成具有所要環向及縱向間距的治療段，而無需在初始展開之後使熱元件旋轉或縱向再定位。
在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，藉由將螺旋之縱向長度自初始縱向長度LLong1降低為偏轉縱向長度LLong2、同時tHelix及LArc保持恆定(亦即，藉由將螺旋間距自PHelix1降低至PHelix2)，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹至rHelix2。在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，藉由將螺旋弧角度自初始弧角度tHelix1降至偏轉弧角度tHelix2、同時LLong及LArc保持恆定(亦即，藉由將螺旋間距自PHelix1增至PHelix2)，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹至rHelix2。在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，藉由將螺旋弧長自初始弧長LArc1擴展至偏轉弧長LArc2、同時tHelix及LLong(及從而PHelix)保持恆定，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹至rHelix2。在第十一具體實例之一些代表性具體實例中，經由螺旋縱向長度減小、螺旋弧角度減小及/或螺旋弧長擴大之組合，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹為rHelix2。
1.經由縱向長度減小而發生的螺旋半徑膨脹
指定或已知第二撓曲段螺旋之傳遞條件：rHelix1、LLong1、tHelix1及LArc1。舉例而言，分別藉由導引導管傳遞約束條件及腎臟解剖學指定rHelix1及LLong1，應用於傳遞組態中之第二撓曲段34，同時可選擇tHelix1及LArc1以使第二撓曲段具有所要展開條件。在此具體實例中，藉由將螺旋 之縱向長度自LLong1降至LLong2(亦即，藉由將螺旋間距自PHelix1降至PHelix2)、同時tHelix及LArc保持恆定(亦即，tHelix1=tHelix2=tHelix，及LArc1=LArc2=LArc)，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹為rHelix2(例如，膨脹至腎臟動脈之內半徑)。
藉由將方程式(18)移項，可展示：
由於LArc及tHelix(從而比率LArc/tHelix)在螺旋徑向膨脹期間保持恆定，因此螺旋之傳遞與展開條件呈如下關係：
因此，膨脹組態中之縱向長度LLong2定義為：
舉例而言，若初始半徑rHelix1為0.5mm、所要最後半徑rHelix2為4mm(例如用於8mm直徑腎臟動脈)、初始縱向長度LLong1為27mm及所要弧角度tHelix為2 π(例如360°或螺旋之一整轉以便在腎臟動脈內達成環向接觸)，則第二撓曲段螺旋應縮短至展開之縱向長度LLong2稍大於10mm。
反之，方程式(21)可移項且用於選擇tHelix(從而LArc)，從而得到展開組態中的所要rHelix2及LLong2：
舉例而言，若初始半徑rHelix1為0.5 mm，所要最後半徑rHelix2為4 mm(例如用於8 mm直徑腎臟動脈)、初始縱向長度LLong1為27 mm及所要最後縱向長度LLong2為10 mm(例如使定位於螺旋之近端、中點及遠端的多個熱元件24之間的間距達到約5 mm)，則螺旋沿著其縱向長度所環繞的弧角度tHelix應等於、稍大於2π(亦即，稍大於360°或螺旋之1整轉)。
在經由第二撓曲段34自LLong1縱向縮短為LLong2而膨脹期間，螺旋之展開半徑rHelix2宜動態地變化為最大半徑，其中螺旋之展開縱向長度LLong2等於零：
此可有利於建立與具有不同半徑直至最大半徑之腎臟動脈內壁之至少部分環向接觸。
當螺旋偏轉式第二撓曲段包含沿著其長度定位的多個熱元件24時，方程式(16)至(23)可用於獲得熱元件在第二撓曲段之展開組態中的所要縱向及/或環向間距。舉例而言，熱元件可依據需要沿著第二撓曲段螺旋之展開間距PHelix2定位。此可有利於在腎臟動脈內形成具有所要環向及縱向間距的治療段，而無需在初始展開之後使熱元件旋轉或縱向再定位。
在圖26B至圖26G之代表性具體實例中，第二撓曲段34之第三管狀結構62包括形成具有連接肋片68之螺旋脊柱66的雷射切割圖案。控制線40係經由焊料130附接至第二撓曲段34之遠端。回應於控制線40之近端收回，螺旋脊柱使第三管狀結構62之偏轉自具有初始螺旋半徑rHelix1(rHelix1為第三管狀結構62之直徑的)及初始縱向長度LLong1的實質直組態(參見圖26B及圖26C)偏移至具有偏轉螺旋半徑rHelix2及偏轉縱向長度LLong2的縱向較短且徑向較寬螺旋組態(參見圖26D)。
指定螺旋脊柱66之弧長LArc及弧角度tHelix以達成所要展開條件；其在螺旋經由縱向縮短而徑向膨脹期間不變。然而，預期當脊柱66之弧長LArc及/或弧角度tHelix指定為相對較高值時，使第二撓曲段螺旋偏轉成與患者腎臟動脈內壁接觸所必需的施加至控制線40之拉力(例如，預期可提供約1 mm至5 mm範圍內之螺旋半徑的力)相對於當脊柱之弧長LArc及/或弧角度tHelix指定為相對較小值時會增加。
螺旋偏轉式第二撓曲段34可定位於第三撓曲段44所攜帶之熱力加熱元件24近端。或者，如圖26E所示，一或多個熱元件24，諸如上述實質上球形電極92或實質上半球形電極92a，可沿著第二撓曲段34之長度定位。在圖26E中，第三撓曲段44以防創傷性遠端尖的形式提供，但應瞭解可替代地提供無第三撓曲段44的細長軸桿16。
在圖26F中，較長且實質上連續的熱元件24沿著螺旋偏轉式第二撓曲段34之長度定位。圖26F之熱元件24可經組態以對組織進行直接熱調節，諸如經由在第二撓曲段內注射熱流體，及/或經由電阻加熱及/或經由螺旋第二撓曲段之泊耳帖冷卻。雖然圖26F中之熱元件24展示為較長且實質上連續的，但應瞭解，熱元件可替代地包含間隔緊密、攏合在一起的多個熱元件。此外，在圖26F中，說明性地提供無第三撓曲段44的細長軸桿16，但是可替代地提供第三撓曲段。
在圖26G中，控制線40定位於沿著第二撓曲段之第三管狀結構62之外部。舉例而言，控制線可在第二撓曲段34之近端或其附近離開細長軸桿，例如經由側孔口或經由連接肋片68之間的縱向間隙。將控制線40定位於沿著其長度之第二撓曲段外部可降低使第二撓曲段螺旋偏轉所必需的施加至控制線40的拉力。顯然，控制線40視情況可定位於任何上述第二撓曲段中的第二撓曲段(諸如任何上述平面彎曲式第二撓曲段)外部。
參看圖26H，描述第二撓曲段34之另一具體實例，其中第二撓曲段34包含彈性或超彈性材料或線，諸如鎳鈦諾。在圖26H中，第二撓曲段34在遠端耦接至控制線40且在近端耦接至第一撓曲段32，以便近端收回控制線可在縱向上縮短第二撓曲段，達成具有徑向膨脹螺旋的展開組態。移除控制線拉力可使第二撓曲段恢復實質上直傳遞組 態。
圖26H之第二撓曲段34可替代地包含塑性變形材料，諸如聚合物或金屬線或線圈。在此具體實例中，近端收回控制線40可使第二撓曲段在其螺旋縱向縮短及徑向膨脹期間發生塑性變形。控制線40可具有足夠的勁度，以使得遠端推動線可使第二撓曲段在縱向上延長且使其螺旋在徑向上收縮以便傳遞及/或收回。或者，推進外鞘(諸如導引導管)越過細長軸桿16及膨脹式第二撓曲段34可使第二撓曲段伸直且延長，從而在徑向上收縮其螺旋以便傳遞及/或收回。
2.經由弧角度減小而發生的螺旋半徑膨脹
如上所述，指定或已知第二撓曲段螺旋之傳遞條件：rHelix1、LLong1、tHelix1及LArc1。舉例而言，分別藉由導引導管傳遞約束條件及腎臟解剖學指定rHelix1及LLong1，應用於傳遞組態中之第二撓曲段34，同時可選擇tHelix1及LArc1以使第二撓曲段具有所要展開條件。在此具體實例中，藉由將螺旋所環繞之弧角度自tHelix1降至tHelix2(亦即，藉由將螺旋間距自PHelix1增至PHelix2)、同時LLong及LArc保持恆定(亦即，LLong1=LLong2=LLong，且LArc1=LArc2=LArc)，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹為rHelix2(例如，膨脹至腎臟動脈之內半徑)。
藉由將方程式(18)移項，可展示：
由於LArc及LLong(從而LArc2-LLong2)在螺旋徑向膨脹期間保持恆定，因此螺旋之傳遞與展開條件呈如下關係：r Helix1×t Helix1=r Helix2×t Helix2 (25)
因此，傳遞組態中之弧角度tHelix1定義為：
舉例而言，若初始半徑rHelix1為0.5mm、所要展開半徑rHelix2為4mm(例如用於8mm直徑腎臟動脈)、傳遞及展開縱向長度固定(例如LLong=20mm)且所要展開弧角度tHelix2為2 π(亦即360°或螺旋之一整轉以便在腎臟動脈內達成環向接觸)，則傳遞期間第二撓曲段弧角度tHelix1應為約16 π(亦即約2880°或8轉)。所要展開弧角度tHelix2降為π(亦即180°或半轉)時，傳遞期間之第二撓曲段弧角度tHelix1按比例降至約8π(亦即約1440°或4轉)。
在經由弧角度減小而膨脹期間，螺旋之展開半徑rHelix2可動態地變化，從而半徑因展開弧角度tHelix2減少而增加。此可有利於建立與具有不同半徑之腎臟動脈內壁之至少部分環向接觸。
當螺旋偏轉式第二撓曲段包含沿著其長度定位的多個熱元件24時，方程式(16)至(18)及(24)至(26)可 用於獲得熱元件在第二撓曲段之展開組態中的所要縱向及/或環向間距。舉例而言，熱元件可依據需要沿著第二撓曲段螺旋之展開間距PHelix2定位。此可有利於在腎臟動脈內形成具有所要環向及縱向間距的治療段，而無需在初始展開之後使熱元件旋轉或縱向再定位。
現參看圖26I及圖26J，第二撓曲段34可螺旋纏繞控制線或軸桿40，其定位於第二撓曲段外部。控制線經由焊料130連接至第二撓曲段之遠端且與上述控制線40相比，至少在第二撓曲段34附近可具有相對強的勁度。
如圖26I所示，在傳遞組態中，第二撓曲段在傳遞期間相對緊密地纏繞控制線(例如rHelix1相對類似於控制線之直徑)。如圖26J所示，經由控制線40沿著其縱向軸旋轉，第二撓曲段螺旋自傳遞半徑rHelix1膨脹至展開半徑rHelix2，從而解開螺旋。在此膨脹期間，LArc及LLong保持恆定，同時螺旋之弧角度自tHelix1降至tHelix2。
3.經由弧長擴展而發生的螺旋半徑膨脹
如上所述，指定或已知第二撓曲段螺旋之傳遞條件：rHelix1、LLong1、tHelix1及LArc1。在此具體實例中，藉由將螺旋之弧長自LArc1增至LArc2、同時LLong及tHelix(從而PHelix)保持恆定(亦即LLong1=LLong2=LLong，且tHelix1=tHelix2=tHelix)，第二撓曲段螺旋自rHelix1膨脹至rHelix2(例如膨脹至腎臟動脈之內半徑)。
藉由將方程式(18)移項，可展示：
因此螺旋之弧長定義為：
此外，由於LLong及tHelix在螺旋徑向膨脹期間保持恆定，因此螺旋之傳遞與展開條件呈如下關係：
因此，傳遞組態中之弧長LArc1定義為：
舉例而言，若所要展開半徑rHelix2為4 mm(例如用於8 mm直徑腎臟動脈)、固定之傳遞及展開縱向長度LLong為15 mm且所要傳遞及展開弧角度tHelix為2π(亦即360°或螺旋之一整轉以便在展開組態中在腎臟動脈內達成環向接觸)，則使用展開條件、利用方程式(28)所得的所要展開弧長LArc2稍大於29 mm。因此，若傳遞期間第二撓曲段弧長之傳遞半徑rHelix1為0.5 mm，則利用方程式(28)或方程式(30)所得的LArc1應稍大於15 mm。所要展開弧角度tHelix增至4π(720°或2轉)時，第二撓曲段之展開弧長LArc2增至約52.5 mm，同時傳遞弧長LArc1增至稍大於16 mm。
在經由弧長擴展而膨脹期間，螺旋之展開半徑rHelix2可動態地變化，從而半徑隨著螺旋之展開弧長LArc2增加而增加。此可有利於建立與具有不同半徑之腎臟動脈內壁之至少部分環向接觸。
當螺旋偏轉式第二撓曲段包含沿著其長度定位的多個熱元件27時，方程式(16)至(18)及(27)至(30)可用於獲得熱元件在第二撓曲段之展開組態中的所要縱向及/或環向間距。舉例而言，熱元件可依據需要沿著第二撓曲段螺旋之傳遞及展開間距PHelix定位。此可有利於在腎臟動脈內形成具有所要環向及縱向間距的治療段，而無需在初始展開之後使熱元件旋轉或縱向再定位。
現參看圖26K及圖26L，第二撓曲段34可螺旋纏繞控制線或軸桿40，其定位於第二撓曲段外部。控制線經由焊料130連接至第二撓曲段之遠端且與一些上述控制線40相比，至少在第二撓曲段34附近可具有相對強的勁度。
在傳遞期間，第二撓曲段可相對緊密地纏繞控制線(例如rHelix1相對類似於控制線之直徑)。如圖26K所示，當定位於治療位點時，第二撓曲段之遠端可定位於距離導引導管94之所要縱向距離LLong處。如圖26L所示，在保持LLong及tHelix(從而PHelix)恆定的同時，細長軸桿16可推進至相對於控制線40及導引導管94的遠端。此使第二撓曲段之弧長LArc自傳遞弧長LArc1增至展開弧長LArc2，促使螺旋自傳遞半徑rHelix1徑向膨脹至展開半徑rHelix2。
4.經由縱向長度減小、弧角度減小、弧長擴展及/或間距變化而發生的螺旋半徑膨脹
如上所述，指定或已知第二撓曲段螺旋之傳遞條件：rHelix1、LLong1、tHelix1及LArc1。自傳遞半徑rHelix1螺旋膨脹至展開半徑rHelix2(例如膨脹至腎臟動脈之內部半徑)可經由以下之組合達成：螺旋縱向長度LLong減小、螺旋弧角度tHelix減小、螺旋弧長LArc擴展、及/或螺旋間距PHelix變化。適當時(在徑向膨脹之特定機制既定的情況下)，可使用方程式(16)至(30)達成所要展開條件rHelix2、LLong2、tHelix2及LArc2。此外，當多個熱元件24沿著第二撓曲段之長度定位時，適當時可使用方程式獲得熱元件在第二撓曲段之展開組態中的所要縱向及/或環向間距。舉例而言，熱元件可依據需要沿著第二撓曲段螺旋之展開間距PHelix2定位。此可有利於在腎臟動脈內形成具有所要環向及縱向間距的治療段，而無需在初始展開之後使熱元件旋轉或縱向再定位。
可利用螺旋縱向長度LLong減小、螺旋弧角度tHelix減小、螺旋弧長LArc擴展及/或螺旋間距PHelix變化之各種組合來達成螺旋之徑向膨脹。舉例而言，在圖26I及圖26J之具體實例中，控制線40在展開期間旋轉與在近端平移以降低螺旋縱向長度且降低螺旋弧角度，從而達成螺旋之所要徑向膨脹。舉另一例而言，在圖26K及圖26L之具體實例中，當細長軸桿16推進至遠端且導引導管94固持就位時，可在近端收回控制線40以降低螺旋縱向長度且增加螺旋弧 長，從而達成螺旋之所要徑向膨脹。舉另一例而言，在圖26K及圖26L之具體實例中，當細長軸桿16推進時，控制線40可圍繞其縱向軸旋轉，以降低螺旋弧角度且增加螺旋弧長，從而達成螺旋之所要徑向膨脹。此外，在圖26K及圖26L之具體實例中，當細長軸桿16推進至遠端且導引導管94固持就位時，可使控制線40圍繞其縱向軸旋轉且在近端平移以降低螺旋弧角度、降低螺旋縱向長度且增加螺旋弧長，從而達成螺旋之所要徑向膨脹。
L.第十二代表性具體實例(第二撓曲段具有複合偏轉組態)
圖27A至圖27D展示具有細長軸桿16之第十二具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括近端傳力段30、第一或近端撓曲段32、第二或中間撓曲段34、及視情況存在之第三或遠端撓曲段44(參見圖27A)。在此等具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。此外，圖27之具體實例中第二撓曲段34之長度及直徑可類似於第二撓曲段34之任一上述具體實例中所述的長度及直徑。
然而，在本發明之第十二具體實例中，第二撓曲段34具有複合偏轉組態。複合偏轉可包含例如在單一平面中向多個方向偏轉、在多個平面中向多個方向偏轉、平面偏轉與螺旋偏轉組合等。第二撓曲段34之複合偏轉可有利於將可沿著第二撓曲段之長度定位及/或耦接至視情況存在之第 三撓曲段44的一或多熱元件24置放成與腎臟動脈內壁在所要縱向及/或環向位置接觸。
在圖27B之代表性具體實例中，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含雷射切割圖案，其包括具有連接肋片68之脊柱。控制線40經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。脊柱66包含縱向間隔且角度相反(亦即在角度上彼此偏離約180)的第一區段66'及第二區段66"，以及縱向間隔且在角度上與第二區段66"相反、但在角度上與第一區段66'對齊的第三區段66"'。回應於牽引控制線40，脊柱之第一及第二區段之定位應使得第三管狀結構之雷射切割圖案可使第三管狀結構在與脊柱之第一及第二區段正交之平面中的偏轉來回偏移，以使得第二撓曲段在圖27C之偏轉組態中具有「S」形。如圖所示，熱元件24視情況可沿著第二撓曲段之長度定位，且可定位於第三撓曲段44之遠端，以使得在偏轉組態中，熱元件定位於彎曲頂點，從而可在縱向間隔且環向相反的位置接觸腎臟動脈內壁。
在圖27D之代表性具體實例中，脊柱66包含縱向間隔且角度相反的第一區段66'及第二區段66"，以及縱向間隔且彼此角度相反且與第一區段66'及第二區段66"正交(亦即，在角度上偏移約90°)的第三區段66"'及第四區段66""。回應於牽引控制線40，脊柱之第一及第二區段之定位應使得第三管狀結構之雷射切割圖案可使第三管狀結構在兩個正交平面之每一者中的偏轉來回偏移，以使得第二撓曲段在圖27E之偏轉組態中在各正交平面中具有「U」形。如圖 所示，熱元件24視情況可沿著第二撓曲段34之長度定位，且可定位於第三撓曲段44之遠端，以使得在偏轉組態中，熱元件定位於彎曲頂點，從而可在縱向間隔、呈約90°角偏移之環向位置接觸腎臟動脈內壁。
第二撓曲段34之複合偏轉視情況可使用多根控制線40達成。舉例而言，在圖27B之具體實例中，第一控制線可在遠端附接至第一脊柱段66'之遠端，第二控制線可在遠端附接至第二脊柱段66"之遠端，且第三控制線可在遠端附接至第三脊柱段66"'之遠端。牽引第一控制線剛好使第一脊柱段偏轉，而牽引第二控制線將使第一脊柱段與第二脊柱段均偏轉，且牽引第三控制線將所有三個脊柱段皆偏轉(如圖27B)。因此使用多根牽引線可有利於依據需要使第二撓曲段34之一部分或全部偏轉。
M.第十三代表性具體實例(第二撓曲段具有電致動偏轉組態)
圖28A及圖28B展示具有細長軸桿16之第十三具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括近端傳力段30、第一或近端撓曲段32、第二或中間撓曲段34及視情況存在之第三或遠端撓曲段44(參見圖28A)。在此等具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。此外，圖28之具體實例中第二撓曲段34之長度及直徑可類似於第二撓曲段34之任一上述具體實例中所述的長度及直徑。
然而，在本發明之第十三具體實例中，第二撓曲段34具有電致動偏轉組態。在圖28B之代表性具體實例中，第二撓曲段34之第三管狀結構62包含包括具有連接肋片68之脊柱66的雷射切割圖案，但是應瞭解可替代地使用藉由雷射切割或除雷射切割外之機制所形成的其他圖案、偏移脊柱或其他結構設計。控制線40係經由焊料130附接至第二撓曲段之遠端。如同上述具體實例，回應於控制線40在近端拉緊第二撓曲段之遠端，第三管狀結構之雷射切割圖案使第三管狀結構在與脊柱正交之平面中之偏轉偏移。然而，不同於上述具體實例，由於控制線經電致動而縮短，而非經機械致動而沿著其長度拉伸，因此控制線40拉緊第二撓曲段之遠端。
如圖28B所示，控制線40亦經由焊料130'附接至第二撓曲段之近端。不同於上述具體實例，控制線40並非自第二撓曲段之近端、經由細長軸桿16延伸至把手總成200。相反，供電線29自把手200、經由細長軸桿移行且在焊接點130及130'電連接至控制線40。把手總成200之致動器260施加電流至供電線29，其將電流傳遞至控制線40。控制線40回應電流而縮短，促使第二撓曲段34偏轉。
與此第十三具體實例相比，本發明之一些上述具體實例中的一或多根控制線40經由細長軸桿16全程延伸至把手總成200。經由致動器260沿著控制線40整個長度向控制線40施加拉力以拉緊第二撓曲段34且促使其偏轉。為有利於此偏轉，當向控制線40施加拉力、該軸桿沿著其長度被壓縮時，細長軸桿16在第二撓曲段近端處具有相對抗彎性。因此細長軸桿16可相對具有勁度，且其在第二撓曲段偏轉期間可具有更大勁度。在第十三具體實例中，由於控制線40不自第二撓曲段之近端延伸，因此細長軸桿之較近端區段不被壓縮且不需要主動抗彎。因此，細長軸桿可以提供較大撓性的方式製造，從而可增強傳遞性及/或在旋轉期間可減少導管甩動。電致動控制線形變或縮短可結合任何上述第二撓曲段34及控制線40使用。
在第十三具體實例之一代表性具體實例中，控制線40包含形狀記憶材料，諸如鎳鈦諾。控制線附接至第二撓曲段之前，提高控制線溫度而高於其轉變溫度(例如在約20℃至60℃範圍內，此視合金中鎳及鈦之相對比例而定)，以使鎳鈦諾處於奧氏體相(austenite phase)。伸直控制線且允許其冷卻而低於其轉變溫度，以便使該線處於馬氏體相(martensite phase)。接著使控制線在顯著彈性變形(例如約6%至10%範圍內之應變)下附接至第二撓曲段之近端及遠端。向供電線29通電使控制線40受到電阻式加熱而高於其轉變溫度，促使控制線變回至奧氏體相且恢復其先前的熱定型(實質上無應變的奧氏體組態)。由此使控制線縮短，促使第二撓曲段偏轉。控制線或第三管狀結構62(視情況可經由供電線29收納電阻式加熱)可替代地包含將第二撓曲段拉向彎曲方向的彎曲奧氏體形狀。
在第十三具體實例之一代表性具體實例中，控制線40包含電活性聚合物，通常稱為人造肌肉。向電活性聚合物通電可縮短控制線，促使第二撓曲段偏轉。停電時，控制線恢復其初始形狀，從而允許第二撓曲段伸直(或被伸直)。
N.第十四代表性具體實例(第二撓曲段具有接頭偏轉組態)
圖29A至圖29E展示具有細長軸桿16之第十四具體實例之代表性具體實例，細長軸桿16包括近端傳力段30、第一或近端撓曲段32、接頭35、及視情況存在之第三或遠端撓曲段44(參見圖29A)。在此等具體實例中，近端傳力段30、第一撓曲段32及視情況存在之第三撓曲段44之材料、尺寸及組態類似於任一上述具體實例中所述的其各別對應者。
然而，在本發明之第十四具體實例中，第二撓曲段34置換為一或多個有利於第三撓曲段44偏轉的接頭35。由於接頭可呈現可靠的偏旋轉力學，因此接頭35可提供準確的偏轉控制。此外，與曲率半徑相反，由於接頭代表定軸點，因此接頭可提供的彎曲比第二撓曲段之一些上述具體實例所能達成的彎曲更尖銳。因此，接頭式第二撓曲段之長度可小於上述偏移脊柱式第二撓曲段之長度。此可有利於較短腎臟動脈中之熱神經協調，及/或可有利於使用較長的第三撓曲段44，如圖29E中所示。較長的第三撓曲段可使血管接觸力分散於其較長長度上且有彈性地向血管壁施加壓力以在脈動血流及呼吸性移動期間提供穩定的電極接觸。此外，較長的第三撓曲段可更易經由螢光鏡檢查術目測。第三撓曲段44長度可介於約6mm與16mm之間，例如小 於或等於約9.5mm，可適於在腎臟動脈中提供足夠的撓曲。
參看圖29B，在第十四具體實例之一代表性具體實例中，鉸鏈接頭35將第一撓曲段32連接至第三撓曲段44。控制線40a及40b附接至接頭35旋轉軸R之遠端兩側以便使力阻抑段44圍繞鉸鏈接頭之旋轉軸R旋轉。或者，一根控制線附接至接頭35旋轉軸R遠端之一側以便使力阻抑段44圍繞鉸鏈接頭之旋轉軸R旋轉且當松脫控制線時，彈簧使力阻抑段44轉回至其未偏轉狀態。
或者，可經由一或多個接頭將多個第三撓曲段連接至第一撓曲段。各遠端撓曲段可附接至電極或包含電極。可致動各遠端撓曲段以獨立地或隨單一控制線一起圍繞接頭旋轉。或者，可將彈簧定位於接頭以將遠端撓曲段撐開且可藉由收回至傳遞外鞘內將遠端撓曲段封閉。當遠端撓曲段撐開時，電極彼此遠離且置放成與血管壁接觸。
力阻抑段44沿著其縱向長度包含力重定向元件49，其使能量傳遞元件24依照類似於以上具體實例所述之角度及距離偏離力阻抑段44之軸。由於力阻抑段44愈長，細長比(長度：直徑)愈大，因此較長力阻抑段44更易彎折，特別是當所施加之載荷偏離其軸時。當遠端總成53推入腎臟動脈內且能量傳遞元件24接觸腎臟動脈壁時，施加至能量傳遞元件24的載荷偏離力阻抑段44之軸且可促使力阻抑段44在低於創傷性載荷之載荷處彎折。力重定向元件49可圍繞中點縱向定位於力阻抑段44上。舉例而言，在9.5mm長的力阻抑段44上，力重定向元件49可位於距離遠端約4 mm至5mm的近端處。參看圖29C，在第十四具體實例之一代表性具體實例中，第二撓曲段34包含第一鉸鏈接頭35及第二鉸鏈接頭35'。控制線40a及40b附接至接頭35兩側以便使遠端撓曲段圍繞鉸鏈接頭35之旋轉軸R旋轉，而控制線40c及40d附接至第二接頭35'之兩側以便使第三撓曲段圍繞鉸鏈接頭35'之旋轉軸R'旋轉。鉸鏈接頭35'之旋轉軸R'較佳與鉸鏈接頭35之旋轉軸R正交以提供遠端撓曲段44在兩個正交平面中之偏轉。
參看圖29D，在第十四具體實例之一代表性具體實例中，第二撓曲段34包含球窩接頭35，球窩接頭35使近端與遠端撓曲段接合且有利於在任何平面中以約零之曲率半徑RoC旋轉。可提供多根控制線40(例如四根控制線)以便使第二撓曲段34偏轉。
O.第十五代表性具體實例(主動冷卻式能量傳遞元件)
1.向血管內組織施加能量與主動冷卻組合
以單極方式使用時，上述能量傳遞元件24可包含電極，該電極發出RF電流、經由組織傳導至定位於患者皮膚上的返回電極，諸如中性電極38。以雙極方式使用時，熱力加熱元件24可包含電極，該活性電極24發出RF電流、經由組織傳導至亦定位於細長軸桿16上的返回電極。活性電極發出RF電流，經由組織、沿著並行的組織迴路傳導至返回電極。
RF電流大部分集中於靠近活性電極表面的組織中。相對球形電極與同形組織中之電流密度的簡化關係描述電流 密度隨著遠離活性電極表面而以r4比率衰減。在電性質及熱性質具有實質性差異(詳言之，阻抗、熱容量、對流方面之差異)的環境中，且當電極形狀偏離球形時，此關係變成更複雜。
快速交流電(諸如RF)使組織中之離子振動，從而產生熱。發熱效應與電流密度以及因在組織及血液中傳導、對流及/或輻射而引起之熱傳遞之速率成比例。一般而言，最熱組織係位於或靠近電極表面，且溫度隨著距離而快速降低。
參考圖30B至圖30D，主動冷卻熱力加熱元件及/或熱力加熱元件附近的非目標組織可為有益的。與不存在冷卻時所能達成的損害相比，此冷卻可有利於形成安全性增強(例如管腔內組織表面溫度降低)、功效增強、電極炭化減少、持續時間較短(或較長)、功率較高、深度較大及/或尺寸較大的損害。如圖30A所示，當血管內治療設備12包含開路主動冷卻時，系統10可包含流體泵11以便將來自流體源11a之熱流體經由流體傳遞管11b且經由治療設備12之管腔抽送至其靠近熱力加熱元件24的遠端區域20。當血管內治療設備12包含閉路主動冷卻時，例如圖30C及圖30D中所示，系統10可另外包含與流體回流管(未圖示)流體連通的治療設備之返回管腔45b，其使熱流體返回至流體源以便在患者外部再循環或處置熱流體。
經由流體泵11抽送的熱流體之速度、體積流量及總體積可由照護者人為控制，或如圖30A中，可利用演算法102控制。治療設備12具備足以抵抗迸裂的強度以有利於熱流體經由泵11安全輸注或傳遞。此外，治療設備及其遠端區域20包含在輸注或傳遞輸注液時可維持熱力加熱元件之位置的材料及機械性質。
舉例而言，輸注液，諸如熱流體輸注液(例如室溫或冰凍生理鹽水)，可在功率或能量傳遞期間注射(開路系統)至患者治療位點附近的血流內，以充當移除熱能的傳導性及/或對流性散熱器(參見圖30B)。與脈動血流所提供的被動冷卻相比，輸注液注射(例如連續輸注液注射)可提供更多或更快熱傳遞，以及更均一及/或可預測的熱傳遞動力學。輸注液注射亦可自熱力加熱元件移除血液蛋白質，從而降低形成凝結物的風險。另外或作為輸注液注射之替代方式，主動冷卻可包含具有循環或固定冷卻劑(例如低溫流體、冰凍生理鹽水等)的閉路系統，在功率或能量傳遞期間，該冷卻劑自熱力加熱元件移除熱且間接地自非目標組織移除熱(參見圖30C及圖30D)。
能量定義為功率×時間。提供閉路或開路主動冷卻時，若與不提供主動冷卻時相比，功率及傳遞能量所經歷的時間不變，則所傳遞能量亦不變。因此，如圖31A及圖31B所示，主動冷卻可進一步保護位於或靠近血管壁之非目標組織TiNON-TARGET以防熱損傷，例如與缺乏主動冷卻之治療TSURF-INACTIVE相比，在功率傳遞期間可降低血管壁之表面溫度TSURF-ACTIVE，同時在目標組織TiTARGET距離血管壁內腔表面之所要治療深度dLESION處維持所要的組織溫度TLESION。
然而若主動冷卻與提高功率、但穩定持續傳遞功率組合提供，則所傳遞能量增加，此可有利於安全地形成比缺乏主動冷卻時所達成之損害更深或更大的損害，從而防止電極發生電阻式加熱且保護位於血管壁之非目標組織。同樣，提供主動冷卻與延長持續傳遞功率、但功率位準量級穩定組合，可增加所傳遞能量，與缺少主動冷卻所能達成的損害相比，此又可能有利於安全形成更深或更大的損害。舉例而言，如圖32A及圖32B所示，與缺乏主動冷卻時使用較低能量所達成的表面溫度相比，在主動冷卻存在下增強能量傳遞可維持一致的表面溫度Ts(或可降低表面溫度)，同時與缺乏主動冷卻時使用較低能量達成目標溫度的治療深度dLESION-INACTIVE相比，增加可達成目標溫度TLESION的治療深度dLESION-ACTIVE。
主動冷卻亦可有利於經由增強之功率位準與減少之功率傳遞持續時間之組合傳遞能量。如圖33A及圖33B所示，此可有利於更快地形成損害，縮短功率傳遞持續時間tFINISH(其為關停功率傳遞之前的時間)，同時維持可達成目標溫度TLESION的損害深度dLESION，且維持表面組織溫度Ts處於或低於所要位準。視功率量級提高及功率持續降低之相對程度而定，此變化亦可有利於在較短時間內傳遞更多能量，從而可有利於在較短時間內安全地形成更深或更大損害。舉例而言，圖33A展示目標組織TTARGET內與熱力加熱元件24相距一定距離處的溫度與時間關係。藉由冷卻治療位點之表面，可以更快速率提高功率，從而可更快地提高目標組織溫度而高於目標溫度TLESION，可保持目標組織溫度在相等的持續時間期間高於目標溫度，且可更快地關停功率，從而使完成時間tFINISH-COOLED早於缺乏冷卻時之完成時間tFINISH-NON-COOLED。從而可縮短治療持續時間。在不同演算法中，如圖33B(其展示目標組織內與熱力加熱元件相距一定距離處的溫度與時間關係)中所示，可藉由提供在較高溫度下持續時間較短的等效熱劑量縮短治療持續時間。
藉由保持變數恆定來簡化上述三種冷卻效應(較低表面溫度、較大/較深損害及較快損害)以用於論述之目的。此等效應之變化形式或組合可藉由改變變數(包括：功率、功率增加速率、功率傳遞持續時間及冷卻速率)來達成。視情況可使用演算法(諸如演算法102)控制此等變數。
2.開路主動冷卻期間之輸注液輸注體積及速率
使用血管內輸注液(例如生理鹽水)輸注、經由開路系統達成主動冷卻時(參見例如圖30B)，輸注液輸注體積及速率值得關注。血管內輸注液可在功率傳遞之前在治療位點附近輸注約0至10秒(例如約5秒)，接著為功率傳遞期間，且在功率傳遞之後輸注約0至10秒(例如約5秒)。在一些患者中，血管內輸注大量生理鹽水會誘發肺水腫或心臟衰竭，且一些患者群組可能面臨此等併發症之較高風險。此等較高風險患者群組可包括治療上指示進行腎臟神經協調之患者群組，包括例如具有心臟衰竭或心臟病、腎 機能不全及/或糖尿症之病史者。
與例如電生理學療法用於達成心臟組織摘除之功率位準(例如大於約15瓦特、例如大於約30瓦特之功率位準)相比，根據本申請案中所述之具體實例在腎臟神經協調治療期間所傳遞之最高功率量值宜相對較低(例如小於約15瓦特，例如小於約10瓦特或小於約8瓦特)。此外，經組態以用於腎臟血管結構中以便進行腎臟神經協調之本申請案範圍內之具體實例所述的電極或熱力加熱元件24之相對體積預期明顯低於用於達成心臟組織摘除之電極之體積(例如約10%相對體積)。
由於為達成腎臟神經協調可將相對較低功率位準與相對較小電極組合使用，因此為在功率傳遞期間維持熱力加熱元件及/或非目標組織等於或低於所要溫度(例如等於或低於約50℃，例如等於或低於約45℃)所必需的血管內輸注液注射流速及/或總體積亦可相對低於在所用較高功率位準下所必需的注射流速及/或總體積(例如功率位準高於約15瓦特)。血管內輸注液輸注流速及/或總體積之此相對降低可有利地促進較高風險患者群組中使用血管內輸注液，此等患者群組禁忌較高功率位準且從而禁忌相應較高之輸注液流速/使用體積(例如心臟病、心臟衰竭、腎機能不全及/或糖尿症患者)。
血管內輸注液包含生理鹽水時，1公升生理鹽水可包含約9公克氯化鈉，其包括約3.6公克鈉。3.6公克鈉為心臟衰竭或高血壓患者之建議每日攝取量之約150%。每公升生理鹽水亦可含有約1,000個單位之抗凝肝素。此外，生理鹽水注射提高靜脈血壓，從而提高毛細管血壓，提高離開血管結構之體液量。若淋巴引流及腎排泄(尿排量)不能維持恆定狀態，則體液累積可能引起肺水腫或心臟衰竭。
根據以上所述，可能需要將生理鹽水(例如室溫生理鹽水)輸注量限制於小於約1公升，例如小於約500 mL，小於約250 mL或小於約100 mL。生理鹽水輸注體積之此限制可有利於在較高風險患者群組中輸注，例如心臟病、心臟衰竭、糖尿症及/或腎機能不全患者。最大功率位準不超過約15瓦特(例如不超過約10瓦特)時，預期輸注速率小於或等於約15毫升/分鐘，例如小於或等於約10毫升/分鐘，將足以維持熱力加熱元件等於或低於所要溫度，例如等於或低於約50℃，例如等於或低於約45℃。治療時間為2分鐘或小於2分鐘時，此等輸注速率有利於在多個位點進行治療、同時維持總輸注體積低於約1公升、500 mL、250 mL及/或100 mL。可提供控制演算法，諸如演算法102或人工控制器，以控制輸注速率及/或總輸注體積，同時可提供流體泵以推動輸注液以所要(例如受控)速率通過細長軸桿16。
舉例而言，若治療前及治療後注射生理鹽水5秒且在治療期間注射生理鹽水2分鐘(亦即每個治療位點注射生理鹽水約130秒)，則輸注速率為15毫升/分鐘的各治療將產生約32.5 mL之總輸注體積。因此，可在約3個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約100 mL；在逾7個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約250 mL；在約15個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約500 mL；且在逾30個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約1公升。小於2分鐘治療可有利於降低總輸注體積(即使治療位點數目已指定)，及/或可有利於在更多位點進行治療，同時維持總輸注體積低於所要臨限值。
同樣，若治療前及治療後注射生理鹽水5秒且在治療期間注射生理鹽水2分鐘(亦即每個治療位點注射生理鹽水約130秒)，則輸注速率為10毫升/分鐘的各治療將產生約21.7 mL之總輸注體積。因此，可在逾4個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約100 mL；在逾11個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約250 mL；在約23個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約500 mL；且在約46個治療位點進行治療，同時維持總輸注體積低於約1公升。小於2分鐘治療可有利於降低總輸注體積，即使治療位置數目已指定(及/或可有利於在更多位點進行治療，同時維持總輸注體積低於所要臨限值)。
除限制在腎臟神經協調期間血管內所輸注之輸注液體積外或作為限制在腎臟神經協調期間血管內所輸注之輸注液體積之替代方式，可提供導尿術以卸載過多體液。此外，可提供混合開路及閉路冷卻系統以降低或限制輸注液之體積，此係經由冷卻系統之封閉組分(例如經由循環冷卻劑，如圖30C及圖30D)移除任何過多熱能之至少一部分。
作為另一替代例，輸注液可包含自體血液或外部供體之血液，而非輸注生理鹽水。血液為自體血液時，可為動脈或靜脈血液且可自血管結構之一些其他點抽取，諸如位於或靠近股動脈進入點，以便注射至腎臟動脈內。以此方式，患者之總體液體積不變，而通過腎臟動脈的流速及體積提高(熱力加熱元件及/或非目標壁組織之熱傳遞速率從而提高)。
3.開路冷卻對熱力加熱元件接觸穩定性的影響，及其減緩措施
經由灌注電極注射輸注液的主動冷卻(諸如圖30B)會使治療位點處之組織與電極46之間界面處的穩定接觸失去穩定性。當流體經由孔口47流出電極(例如自電極徑向及/或垂向流出)時，流體會迫使電極離開治療位點組織。
如圖34A至圖34L所示，可提供可增強或有利於維持治療位點組織與電極之間穩定接觸的灌注電極46及/或孔口47之各種具體實例。在此等具體實例中，孔口47經組態而使熱輸注液定向成遠離組織/電極界面及/或以垂直於界面定向的較低力向量使輸注液定向。由於輸注液不向組織/電極界面定向(或不以較大力向界面定向)，因此界面處之冷卻可能小於使輸注液定向而垂直於沿著共同橫截面之界面時所達成的冷卻。然而，流體流經電極仍會將來自組織的熱量經由電極帶入血液中。
參看圖34A，電極46之灌注孔口47可定位於不接觸組織之電極一側以便導引熱輸注液遠離組織/電極界面。另外/或者，一或多灌注孔口47可設置於電極46之尖端(例如， 灌注電極尖端)，如圖34B。在圖34C所示之另一具體實例中，電極46直徑比細長軸桿12之遠端區域20之更近端部分寬，且朝向近端之孔口47沿著細長軸桿與電極外直徑之間的電極近端表面定位。在圖34D中，電極46包含波狀外形，其中直徑減縮之至少一個腰或凹槽沿著圓柱形電極之長度定位；孔47定位於自組織/電極界面凹入的凹槽內。
在圖34E至圖34H中，灌注孔口47之導流方向與電極表面呈較小角度，以使得組織/電極界面之垂直力向量較小。在圖34E中，孔口47以與血管壁呈銳角之角度傳遞定向遠端之流體(亦即順行或血流方向)。在圖34F中，孔口47以與血管壁呈銳角之角度傳遞定向近端之流體(亦即逆行或血流反方向)。在圖34G中，孔口47以與血管壁呈銳角之角度、環向(亦即，既非順行，亦非逆行)傳遞流體。在圖34H中，孔口47相對於電極46之外直徑呈一定角度且凹入以便以與血管壁呈銳角傳遞流體。顯然，可提供與血管壁呈銳角、向遠端方向、近端方向及/或環向之流體輸注之任何組合。
孔口47視情況可用於將血液抽入熱力加熱元件24內以增強自熱力加熱元件至血液之熱傳遞。血液可例如經由一或多個孔口47，諸如圖34B中之一或多個頂部孔口，且經由細長軸桿12抽入定位於體外的注射器或血庫中。血液視情況可在程序期間或之後，在相同或不同位置置放回至患者血流中。另外/或者，經由孔口47抽入的血液可自腎臟動脈再傳送至較低血壓之位置，諸如股動脈或靜脈。
如圖34I至圖34L所示，灌注孔口47視情況可定位於電極46之近端，而非定位於電極自身中或自身上，以使得輸注液向腎臟血液流過電極、而非流出電極之方向流動。血液流經腎臟動脈可呈實質上層流，且流過定位於血管壁之電極的流量比流經血管中心之流量少得多。因此，經由定位於電極46近端(例如沿著第三撓曲段44或第二撓曲段34定位)之灌注孔口47傳遞輸注液可降低流過電極之流體溫度及/或可增強血管壁處之流動。
在圖34I中，定位於電極46之近端的孔口47呈徑向導向以便使輸注液實質上垂直於細長軸桿12傳遞。在圖34J中，孔口之徑向定向與細長軸桿12呈(定向遠端及/或近端)銳角以便以與軸呈銳角傳遞輸注液。在圖34K中，孔口47定向朝向血管中心，通常遠離組織/電極界面。在圖34L中，孔口相對於血管呈環向定向，此可在電極46附近建立渦旋及/或使血液流動向治療位點重定向。
圖34M至圖34W說明可根據本發明技術之其他具體實例組態而提供主動冷卻的電極。圖34M說明電極3405，其包含組態成提供流體供應及/或返回管腔的內部部分3408及組態成接觸腎臟動脈壁的外部部分3409。電極3405具有多個自內部部分3408通往外部部分3409的孔口47。在一些具體實例中，電極3405具有六個圍繞電極3405之環向周邊配置的孔口47。在其他具體實例中，可存在更多或更少的孔口47，且孔口47可以交替配置定位於電極47上。舉例而言，在其他具體實例中，孔口47可定位於電極3405之環向周邊之僅一部分上，定位於電極3405之遠端3406上，或此等位置之組合上。
電極3405之遠端3406可為光滑且實質上扁平的。扁平形狀可提供電極3405與動脈壁之間的穩定接觸以得到更穩定的能量傳遞。在一個具體實例中，電極3405包含鉑銥合金(例如90%鉑、10%銥)。在其他具體實例中，可使用具有類似性質的其他材料。圖34N說明根據本發明技術之另一具體實例的灌注電極3415，其特徵通常類似於參考圖34M所述的特徵，但替代地包括倒角或圓頂遠端3416。
圖34O至圖34Q說明根據本發明技術之另一具體實例的電極3425，其具有類似於如上所述的多個特徵。綜合起來參看圖34O至圖34Q，電極3425具有電極長度EL，在一些具體實例中，電極長度EL範圍為約0.04吋(1.02 mm)至約0.08吋(2.32 mm)。在一特定實施例中，EL為0.065吋(1.65 mm)。電極3425可具有自孔口47之中點至電極3425之遠端3426的遠端長度DL，其為約0.01吋(0.254 mm)至約0.05吋(1.27 mm)，且在一特定具體實例中為約0.02吋(0.508 mm)。在特定具體實例中，孔口47具有約0.008吋(0.203 mm)至約0.012吋(0.305 mm)之直徑。雖然所說明之具體實例包括環形孔口47，但在其他具體實例中，孔口47可採取替代形狀。一般而言，增大孔口47之尺寸及/或增加孔口47之數目可增加灌注/冷卻程度。
在一些具體實例中，電極3425之內部部分3418包括基礎部分3417，基礎部分3417具有約0.03吋(0.76 mm)至約0.07吋(1.78 mm)範圍內之基礎長度BL。在一特定具體實例中，基礎長度BL為0.052吋(1.32 mm)。基礎部分3417之遠端可向內傾斜以形成內尖端3428。內尖端3428可與遠端3426相隔尖端長度TL。在一些具體實例中，尖端長度TL範圍可為約0.001吋(0.025 mm)至約0.01吋(0.25 mm)。在一特定具體實例中，尖端長度TL為0.004吋(0.11 mm)。在一些具體實例中，內部部分3418係由鑽形成。在其他具體實例中，使用其他方法形成內部部分3418。
電極3425可具有內直徑DI(例如內部部分3418之直徑)及外直徑DO。在一些具體實例中，內直徑範圍可為約0.03吋(0.762 mm)至約0.07吋(1.78 mm)。在特定具體實例中，內直徑DI為0.039吋(0.99 mm)、0.043吋(1.09 mm)或0.054吋(1.37 mm)。外直徑DO可在約0.04吋(1.02 mm)至約0.08吋(2.03 mm)範圍內，且在特定具體實例中，為0.049吋(1.24 mm)或0.060吋(1.52 mm)。內直徑DI與外直徑DO之各種組合可得到各種電極壁厚度。
圖34R說明根據本發明技術之另一具體實例的電極3435，其具有類似於上述電極3425的多個特徵。圖34R中所說明的電極3435進一步包括自電極3435之內表面3419向內徑向延伸的多個突起3421。
圖34S至圖34W說明經組態以提供主動冷卻之電極的其他具體實例。圖34S至圖34W中所示之電極之具體實例包括作為電極結構自身之一部分的孔隙、孔口或其他流體通道。此等孔隙、孔口或其他流體通道提供沿著電極長度的主動冷卻。舉例而言，圖34S中所說明的電極3445包括多個可供冷卻劑流動通過的雷射切割孔隙441。孔隙441係以鋸齒形說明，但在本發明技術之其他具體實例中可具有各種形狀及間距。
圖34T及圖34U分別說明電極3455及3465之其他具體實例。電極3455、3465包括孔隙442、443處於替代形狀及間距組態中之雷射切割圖案(例如電極3455上之離散孔隙442及電極3465上之連續螺旋孔隙443)。
圖34V說明捲繞電極3475。電極3475可以螺旋形狀捲繞於流體管腔，從而使冷卻劑散佈於螺旋圈之間的空間中。
圖34W說明包含多個辮狀細絲450的辮狀電極3485。在一些具體實例中，冷卻劑可分散於細絲450之間(例如，編織物之間隙開口中)。
使熱輸注液定向成遠離組織/電極界面及/或以垂直於界面定向之較低力向量使輸注液定向的其他技術可包含改變輸注通過孔口47的速度或壓力。舉例而言，可設置朝向所有方向的相對較多數目之孔口，以便針對指定的體積流量降低通過各孔口的體積流速；由此可降低流經各孔口之速度或壓力。另外/或者，定位於電極46及/或細長軸桿12之界面一側上的孔口可為定位於電極之朝向血流一側上的相對較小孔。此外，如上所述，受控制體積流量，以提供達成所要冷卻效應所必需的較小流速。用混合開路與閉路冷卻系統冷卻電極46亦可降低為達成所要冷卻效應所必需的輸注體積流量。
輸注液通過孔口47傳遞期間，維持治療位點組織與電極之間的穩定接觸可藉由設置遠端區域20及其經充分機械穩定處理之複合彎曲組態而達成。機械穩定處理可設計成補救由灌注所誘發之任何不穩定的設備。舉例而言，施加於較大表面積上的較大力將施加的壓力較小，同時提供穩定化作用。此可藉由增大導管與動脈壁之間的接觸表面積來達成，如縱長接觸、螺旋形接觸、彎曲多點接觸、展開式接觸等。此外，可提供接觸或穩定反饋(例如經由一或多個感測器52)以向照護者表明組織/電極界面穩定性是否不足以進行有效摘除。此反饋可例如包含界面處或附近之阻抗或壓力量測之反饋。此外，開路冷卻期間流經管腔45的流體可使細長軸桿12之遠端區域20變硬，從而可抵消由此流體輸注而誘發之不穩定。
灌注誘發之正交力推動電極46遠離血管壁，此情形可視情況用於促進電極傳遞成與血管壁穩定接觸。舉例而言，當電極及/或遠端區域20推入動脈壁內時，此等力可降低潛在導致創傷的力。另外，該等力及輸注液可建立光滑層，從而有助於置放電極及/或在電極置放、再定位及/或收回期間減少摩擦或刮擦。當灌注或輸注逆行定向成與血管壁呈銳角時(參見圖34F)，輸注液可推動電極遠離血管壁且推動電極向前進入血管內，從而可有助於傳遞及置放電極。
4.主動冷卻對溫度量測值的影響，及其減緩措施
使用主動冷卻時溫度量測值之精確度可小於或適用性 小於不提供冷卻時。如圖35所示，因為電極及組織表面被冷卻(直接地用開路系統，間接地用閉路系統)，所以當溫度感測器52(例如熱電偶)設置於電極內或電極上時，距離內腔表面之損害深度處之組織溫度Tlesion的顯著上升僅對應於電極及/或表面溫度TS(從而，所監測之溫度感測器溫度)的小幅上升。冷卻之電極溫度與此較深損害處組織溫度之間可相互關聯，但預期此相關性在主動冷卻存在下的精確性明顯較小。
為了說明治療位點處之溫度量測值之降低的精確度或適用性，可提供複合演算法，諸如演算法102之具體實例，以增強電極溫度與深組織溫度之間相關性的精確度。此演算法可模擬溫度感測器及/或治療位點附近的複雜流體動力學的及熱力學環境。此演算法中所用的變數可包括例如流速、輸注液或冷卻劑溫度、血液流速、血液溫度、組織溫度、組織電特性及熱特性、治療位點下游之冷卻劑及血液溫度等。可使用其他及替代變數。可設置其他感測器以量測一或多個此等變數。
另外/或者，除溫度外，可使用治療功效及安全性指標。舉例而言，產生損害時在電極處隨時間量測之阻抗相對變化可用作損害形成指標。典型地，當組織發熱時，其阻抗降低直至某一溫度臨限值；當組織性質隨著溫度提高而變化時，阻抗亦增大。適合的損害尺寸可與以下相關：例如阻抗之相對降低、阻抗曲線斜率之相對變化、及/或阻抗降低之後相對提高，如阻抗感測器52所量測。
評估所要深度處之損害溫度Tlesion時，可指定溫度感測器相對於電極46及/或灌注孔口47之定位，以減少或減緩主動冷卻對表面溫度TS量測精確度及/或適用性的影響。溫度感測器52可置放於例如電極46及/或孔口47之外部或遠距離處，以使得輸注液或冷卻劑之傳遞不會冷卻或較少冷卻溫度感測器。舉例而言，可設置自電極伸出且擴展至或插入組織內的伸出式溫度感測器。另外/或者，設備可配置達到目標深度的針式溫度感測器。灌注定向成遠離組織/電極界面時(參見例如圖34A)，溫度感測器52可定位於接觸組織之電極一側。
此外，如下文參考圖36更詳細所述，可利用併入間歇功率傳遞及冷卻之演算法傳遞能量，從而可有利於更精確地及/或更適用地量測溫度。
5.用於主動冷卻期間能量傳遞的控制系統
如上所述，可能需要減少、控制或最小化在開路冷卻期間所傳遞的輸注液體積。控制演算法，諸如上述演算法102，可包含一或多個控制迴路，其響應一或多種功率傳遞監測參數(例如功率量值、功率傳遞持續時間、功率傳遞對感測器量測值的影響，諸如溫度、流速、壓力及/或阻抗量測值等)控制或改變輸注液輸注體積流量。舉例而言，在閒置狀態期間(亦即，不傳遞能量時)，可提供相對較低的輸注液輸注體積流量(例如，足以防止血液在孔口47及/或管腔45內凝結的速率)以便減少/控制輸注至患者中的生理鹽水。在低流速輸注存在下可視情況提供可量測阻抗及/ 或相對阻抗的治療前能量脈衝，以驗證電極/組織界面處之穩定接觸。致動能量傳遞時，功率可勻速變化，同時維持相對較低的輸注液流速直至需要較大的輸注液流速時。舉例而言，若所測溫度在超過處於或低於所要功率位準的所要位準下升高(例如在小於或等於5W時，超過基線之升幅為5℃或5℃以上)，則可提高輸注液流速。與較高輸注液流速相比，能量傳遞之此初期及較低輸注液流速可提供更精確的溫度量測值。可將此溫度量測值與所傳遞之能量比較，以表示血液流動是否充分、過低或與組織接觸是否不良。舉例而言，溫度升幅高可表示血液流動低，且可增強冷卻；溫度升幅理想可表示血液流動充分；溫度升幅低可表示與組織接觸不良。血液流動之指標可併入能量傳遞後期之能量傳遞演算法中。舉例而言，低血液流動可經由提高輸注液流速或降低功率來補償；理想血液流動可得以維持低輸注液流速；不良組織接觸可產生再檢查電極接觸及位置的訊息。
如上文所述，電極之尺寸可組態成當以適當範圍之體積血液流速用於環境中時，當置放成與腎臟動脈內壁接觸時，有效表面積與總表面積比率(ASA：TSA)可產生適合尺寸之損害。若體積血液流速低於適當範圍，則電極及組織表面之熱對流可能不充分，導致較高表面溫度而引起血液凝結及/或血管壁表面處之組織過度損傷，及/或妨礙有效提高目標組織之溫度的能力。電極可組態成具有適當ASA：TSA及指定的功率傳遞分佈，以便在具有範圍內腎臟 動脈體積血液流速的大部分患者中產生有效損害而主動冷卻最少或較低。若各別腎臟動脈中之體積血液流速低於此範圍，則可依據需要致動或增強主動冷卻。舉例而言，當動脈狹窄時，當超過一個主要腎臟動脈饋至同一個腎臟時，當主要腎臟動脈非常短且血液流動出現分枝時，所治療之腎臟動脈中的體積血液流速可低於範圍。在諸如此等之情形中，當體積血液流速低於電極組態所針對之範圍時，可藉由人工控制或自動化增強主動冷卻。自動增強主動冷卻可藉由響應如上所述之監測參數的控制演算法啟動。
灌注或輸注亦可結合演算法控制迴路使用，從而調節流速以補償電極接觸及/或腎臟血流之突然變化。舉例而言，腎臟血流之突然變化可起因於腎臟動脈之尖銳縮窄、心率變化、腎臟血管結構阻力之變化。為響應腎臟血流之突然變化，可啟動主動冷卻，或人工或自動增強主動冷卻。
功率傳遞達到穩態之後，視情況可在預設範圍內調節流速及/或功率以允許溫度升高至超過正常血液溫度之某些可量測之量以便增強溫度量測值之實用性，但不會高至引起潛在發熱問題，諸如血液凝結或過度組織損傷。允許溫度上升可提供已產生有效損害的其他反饋。偵測到溫度升高之後，接著流速及/或功率可恢復為所測溫度不升回或降回至基線的位準。
演算法102視情況可併入間歇功率傳遞及(開路或閉路)主動冷卻。如圖36所示，當冷卻、或功率與冷卻間歇 地中止或短期降低時，損害深度處組織之熱量傳導至組織表面及溫度感測器。在此間歇閒置期間，表面溫度TS可更接近損害溫度Tlesion或可更可靠地與損害溫度Tlesion相關。因此，在閒置期間所收集的資訊可用於計算損害溫度Tlesion之更精確表示。
6.其他代表性具體實例
i.開路具體實例
若將多個灌注孔口47及多個溫度感測器52(例如多個熱電偶)併入電極46中，則通過各孔口(或耦接至共同輸注管腔45的各組孔口)的流速可根據局部溫度量測值調節。舉例而言，量測冷卻器溫度的溫度感測器可表示電極之一部分相對遠離組織/電極界面。因此，可降低通過靠近溫度感測器之孔口47的灌注流速以降低患者之生理鹽水輸注量及/或提高溫度變化敏感性。
同樣，量測加熱器溫度的溫度感測器可表示電極之一部分相對靠近組織/電極界面，且可提高靠近加熱器溫度感測器之孔口的灌注流速以增強組織/電極界面附近的熱傳遞。減少朝向血液流動之電極一側的灌注或輸注可有利於傳遞位於電極之組織/電極界面一側的更多灌注，同時維持總輸注液體積低於所要臨限值。
ii.閉路具體實例
圖37說明本發明之另一具體實例。在圖37中，細長軸桿12之遠端區域20包含氣球導管300，其中一或多個電極46黏結、耦接或層壓至可膨脹氣球之內部或外部。可藉 由電線29或藉由氣球導管300表面上的電跡線提供與各電極46之電連接。電線/電跡線電耦接至產生器26。
氣球導管300易揉且在腎臟動脈內膨脹時可符合預期解剖學之範圍。用於使氣球膨脹的流體可為電極46及/或所接觸組織之閉路冷卻提供散熱作用。流體可視情況循環以增強對流冷卻及/或維持流體溫度處於所要位準。
由於氣球300阻斷血液流動，因此可更易處理複雜熱力學及流體動力學環境之精確模型，從而可有利於更好地控制治療、降低治療風險及/或提高治療有效性。
提供多個電極46時，如圖37，可依據需要指定電極之縱向及/或環向間距，以有利於在多個縱向/環向位置進行治療而無需將遠端區域20再定位。
iii.具有阻塞性氣球之開路具體實例
圖38展示本發明之另一具體實例。在圖38中，細長軸桿12之遠端區域20包含固定於導管之遠端阻塞性氣球301。耦接至管腔的輸注孔口49位於遠端阻塞性氣球301之近端，管腔與輸注液源及具有流速監測器之泵浦機構流體連通。位於輸注孔口49近端的一或多個電極46置放於機械式或自膨脹式構件35上。電極46可包含溫度感測器。可包括可量測輸注液溫度的溫度感測器。舉例而言，熱電偶或熱敏電阻可置放於細長軸桿之輸注液供應管腔(未圖示)內、輸注液孔口49之開口處、輸注液供應源中及/或泵浦機構中。輸注液流速可用流量計或流量感測器監測或依據泵浦機構之速度控制。
流經腎臟動脈的血液自主動脈流至腎臟，換言之，流向細長軸桿12之遠端。在此具體實例中，遠端阻塞性氣球暫時性減緩或中止流動且輸注液經由輸注孔口49輸注，逆向流過電極46至主動脈中。
由於輸注液之流速及溫度已知，因此可更易處理複雜熱力學及流體動力學環境之精確模型，從而可有利於更好地控制治療、降低治療風險及/或提高治療有效性。
圖39說明阻塞性氣球301固定於氣球導管13上的本發明具體實例，氣球導管13經由摘除導管之管腔51引入。摘除導管包含一或多個置放於機械式或自膨脹式構件35上的電極46。
類似於圖38之具體實例，輸注液抽入腎臟動脈中且逆向流過電極46至主動脈中。在圖39之具體實例中，輸注孔口51與供氣球導管13傳遞通過的孔口可為同一孔或其可為分開的管腔及孔。
圖40說明阻塞性氣球301固定於導引導管95之遠端上的本發明具體實例。摘除導管可為圖5至圖34L中所示之具有或不具有孔口47的具體實例。圖40之導引導管95包含與氣球301之內體積且與位於導引導管95之近端的膨脹孔口(未圖示)連通的膨脹管腔。導引導管95亦包含供摘除導管引入腎臟動脈內所通過的管腔96。
類似於圖38之具體實例，輸注液被抽入腎臟動脈內。然而，在圖40之具體實例中，輸注液傳遞通過管腔96且正向流過電極46至腎臟中。阻塞性氣球301限制或阻止血 液流入動脈內。
圖41說明包含固定於細長軸桿12、分別位於一或多個電極46之遠端及近端的遠端阻塞性氣球301a及近端阻塞性氣球301b。細長軸桿12進一步包含分別置放於電極46遠端及近端的輸注孔口49及吸入孔口53。輸注孔口49與供應管腔(未圖示)流體連通，供應管腔沿著細長軸桿之長度到達位於導管近端之輸注液供應連通器。吸入孔口53與吸入管腔(未圖示)流體連通，吸入管腔沿著細長軸桿之長度到達位於導管近端之吸入連通器。一或多個電極46置放於機械式或自膨脹式構件35上。
輸注液之供應係機械抽入供應連通器內且所抽吸之輸注液置放或收集於收集容器內。輸注液流過電極46且經由吸入孔口53自動脈移除。
iv.具有滲出性氣球/網篩之開路具體實例
圖42展示本發明之另一具體實例。在圖42中，細長軸桿12之遠端區域20包含滲出性氣球302，其中一或多個電極46黏結或層壓至可膨脹滲出性氣球之內部或外部。可藉由電線29或藉由滲出性氣球302表面上的電跡線提供與各電極46之電連接。電線/電跡線電耦接至產生器26。
滲出性氣球302易揉且在腎臟動脈內膨脹時可符合預期解剖學之範圍。滲出性氣球302包含容許氣球內部之流體通過的孔303。孔303靠近或鄰近電極46定位。用於使滲出性氣球膨脹且通過孔303的流體，諸如生理鹽水，可為電極46及/或所接觸組織提供散熱及/或對流冷卻作用。 另外，流體可經冰凍。
由於滲出性氣球302阻斷血液流動，因此可更易處理複雜熱力學及流體動力學環境之精確模型，從而可有利於更好地控制治療、降低治療風險及/或提高治療有效性。
提供多個電極46時，如圖42，可依據需要指定電極之縱向及/或環向間距，以有利於在多個縱向/環向位置進行治療而無需將遠端區域20再定位。
或者，可使用可膨脹編織物、網篩或織物，而非滲出性氣球。可膨脹編織物、網篩或織物可藉由將流體注入其中而膨脹。或者，其可藉由機械方式(諸如減少編織物長度之牽引線)膨脹或可膨脹編織物可自膨脹。
IV.系統使用
A.治療設備之血管內傳遞、偏轉及置放
本文中所述之治療設備12之任一具體實例可使用習知經線置入(over-the-wire)技術、經導線傳遞。以此方式(未圖示)傳遞時，細長軸桿16包括供導線通過的通道或管腔。
在一例示性方法中，導線(未圖示)經由進入位點插入且使用影像導引術通過股動脈，進入髂動脈及主動脈且進入左或右腎臟動脈內。導引導管可經導線通入所進入之腎臟動脈內。接著移除導線。
在第二例示性方法中，第一導引導管置放於腎臟動脈之入口處(使用或不使用導線)。第二導引導管經由第一導引導管(藉助於或不藉助於導線)通入腎臟動脈內。接著將治療設備經由第二導引導管通入腎臟動脈內。治療設備 一旦正確定位於腎臟動脈內，則收回第二導引導管，第一導引導管置留於入口處延伸至腎臟動脈。在此方法中，第一及第二導引導管應設定尺寸且組態成供第二導引導管在第一導引導管內通過(亦即，第一導引導管之內直徑應大於第二導引導管之外直徑)。舉例而言，第一導引導管尺寸可為8 French且第二導引導管尺寸可為5 French。
在第三例示性方法中，如圖43A中所示，腎臟導引導管94(例如6 French的腎臟導引導管)定位於腹主動脈內，剛好靠近腎臟動脈入口。現如圖43B中所示，如本文中所述的治療設備12經由導引導管94通入所進入之腎臟動脈內。隨著經由把手總成200向傳力段30施加力，細長軸桿形成供導引導管94通過的防創傷性通道。第一或近端撓曲段32在左/右腎臟動脈與主動脈接合處提供顯著撓曲，以便經由導引導管94進入各別的左或右腎臟動脈內(如圖43B所示)。
如圖43C所示，位於細長軸桿16之遠端部分上的第二撓曲段34現可軸向平移至各別腎臟動脈內，在各別腎臟動脈內遠程控制偏轉(可說明性地提供平面偏轉或彎曲，但可替代地提供任何其他上述偏轉，諸如螺旋偏轉)及/或旋轉，以接近各別腎臟動脈內壁且與各別腎臟動脈內壁達成所要的對齊。如圖43C進一步展示，視情況存在之第三撓曲段44彎曲而將熱能加熱元件24置放成與內壁組織接觸(或者或另外，在第二撓曲段遠程偏轉期間，一或多個能量傳遞元件24可沿著第二撓曲段34之長度定位且與內壁 組織接觸)。
B.形成熱損害之組織區域
如上所述(且如圖43B所示)，能量傳遞元件24可藉由在各別腎臟動脈內沿著第一撓曲段32在第一所要軸向位置彎曲而定位。如圖43C所示，能量傳遞元件24可藉由第二撓曲段34向血管壁偏轉而徑向定位。亦如圖43C所示，能量傳遞元件24可藉由第三撓曲段44之進一步偏轉而置放達成與血管壁接觸之最佳表面積條件。
一旦能量傳遞元件24藉由第二撓曲段34偏轉、第三撓曲段44偏轉與/或導管旋轉之組合定位於所要位置，則可投與療法。在治療之前、期間及/或之後，視情況可在治療位點附近傳遞(例如，可經由能量傳遞元件輸注，如圖30B)輸注液，諸如生理鹽水，以提供超過血液流動所提供的傳導性及/或對流性冷卻作用。經由能量傳遞元件24施加能量，可形成第一熱損害組織區域98(a)，如圖43D所示。在所說明的具體實例中，熱損害區域98(a)採取各別腎臟動脈之血管壁上之損害形式。
形成第一熱損害組織區域98(a)之後，導管視情況可再定位以便再進行熱療。如上文更詳細所述，可能需要沿著腎臟動脈之縱向軸產生環向間隔的多個局灶性損害。為達成此結果，導管視情況可收回且視情況旋轉以使能量傳遞元件就近沿著血管縱向軸定位。在進入位點外部旋轉細長軸桿16(參見圖43E)可使能量傳遞元件24圍繞腎臟動脈環向再定位。一旦能量傳遞元件24定位於腎臟動脈內與所述第一軸向位置間隔之第二軸向及環向位置，如圖43E中所示(例如98(b))，則可再投與病灶性療法進行治療(使用或不使用生理鹽水輸注)。藉由重複剛剛所述之操作步驟(如圖43F至圖43K中所示)，照護者可在血管壁上產生軸向及環向間隔的多個熱損害組織區域98(a)、98(b)、98(c)及98(d)，其中第一熱損害組織區域98(a)位於最遠端且隨後熱損害組織區域位於更近端。圖43I提供在所治療腎臟動脈之多個層中形成之損害的橫截面圖。此圖展示，多個環向及軸向間隔治療(例如98(a)至98(d))可提供實質上環向覆蓋範圍，且從而對腎神經叢產生神經協調作用。臨床調查展示，各損害覆蓋範圍佔圍繞腎臟動脈之環向面積的約20%至30%。在其他具體實例中，各損害之環向覆蓋範圍可達50%之多。
在替代性治療方法中，可投與治療設備以沿著腎臟動脈血管壁產生熱損害組織區域之複雜圖案/陣列。如圖43L所示，此替代性治療方法在沿著腎臟動脈的各軸向位點(例如98、99及101)提供多個環向治療。使用此方法提高熱損害組織區域沿著腎臟動脈血管壁的密度可增大熱阻斷腎神經叢內之神經纖維的機率。
如圖43G中所示，使腎臟動脈內之能量傳遞元件24旋轉可提高治療之可靠性及一致性。由於血管攝影導引(諸如螢光鏡檢查)僅提供二維之目測，因此通常僅可能在前視/後視中目測確認腎臟動脈之上(頂)及下(底)壁接觸。前視及後視治療時，可能需要首先確認上或下位置之接觸，接著旋轉導管，使得能量傳遞元件沿著血管壁環向移行直至到達所要治療位置。同時可監測諸如阻抗之生理學數據以確保壁接觸在導管旋轉期間得以維持或最佳化。或者，可旋轉螢光鏡之C臂以達成用於確定壁接觸的較佳角度。
圖43說明多個縱向及環向間隔的局灶性損害，其係由能量傳遞元件24經第二撓曲段偏轉及細長軸桿旋轉及/或平移之組合進行再定位而產生。在治療設備之一些上述具體實例中，此等多個局灶性損害可利用沿著遠端區域20之長度定位的多個能量傳遞元件24產生。另外/或者，在治療設備之一些上述具體實例中，此等多個局灶性損害可藉由能量傳遞元件24再定位而產生，能量傳遞元件24再定位可單獨經由第二撓曲段在多個平面中之偏轉、單獨經由細長軸桿平移、單獨經由細長軸桿旋轉，或單獨經由任何子組之第二撓曲段偏轉、細長軸桿平移及細長軸桿旋轉。
圖46A至圖46C提供動物研究期間腎臟動脈內治療設備之螢光鏡影像。圖46A展示定位於遠端治療位置之治療設備及能量傳遞元件24。第二撓曲段34已偏轉以使能量傳遞元件24定位成與血管壁接觸且使第三撓曲段44產生撓曲。圖46A亦展示接觸區域124，其中第二撓曲段34之彎曲頂點與血管壁在徑向或角度上反向接觸以使能量傳遞元件與血管壁之間接觸。圖46B展示治療設備置放於更近端治療位置，隨後環向旋轉且軸向收回。圖46C展示治療設備置放於近端治療位置，此位置剛好位於主動脈與腎臟動脈接合處之遠端。圖46D及圖46E提供類似的螢光鏡影像，其描繪為治療而定位於人類腎臟動脈內的治療設備。圖46D展示推進至遠端治療位置的治療設備，此位置類似於上文針對圖46A所述之位置。圖46E展示位於近端治療位置之治療設備，此位置類似於上文針對圖46C所述之位置。
由於能量傳遞元件24與第二撓曲段34遠端之焊料130可不透射線，如圖46A至圖46C中所示，因此使用血管攝影術目測的操作者可利用對應於第一治療位置的影像相對確定治療設備之位置用於第二次治療。舉例而言，在具有平均長度之腎臟動脈中，臨床操作者需要沿著主動脈之長度每隔約5mm治療。在第三撓曲段44之長度為5mm的具體實例中，操作者可僅收回設備，以使得在上述治療中，能量傳遞元件24之當前位置與焊料130之位置縱向對齊。
在另一個具體實例中，不同類型的不透射線標誌可置換焊料130。舉例而言，可將鉑帶附接至第二撓曲段之遠端以用作不透射線的標誌。
由於血管攝影術目測血管結構通常需要將造影劑輸注至腎臟動脈內，因此可能需要在治療設備內或與治療設備並排併入管腔及/或孔口以便將造影劑輸注至血流中。或者，造影劑可與治療設備並排傳遞至治療設備與供設備傳遞通過之導引導管之間之環形空間內的血液中。
曝露於超過約37℃體溫、但低於約45℃溫度之熱能(熱量)可經由適度加熱目標神經纖維或灌注目標纖維之血管結構來誘發熱變異。在損害血管結構的情況下，目標神經 纖維無法進行灌注，導致神經組織壞死。舉例而言，此會誘發纖維或結構發生非摘除性熱變異。曝露於超過約45℃溫度或超過約60℃之熱量可經由纖維或結構之實質上受熱而誘發熱變異。舉例而言，此等較高溫度可將目標神經纖維或血管結構熱摘除。在一些患者中，可能需要達成將目標神經纖維或血管結構熱摘除、但小於約90℃或小於約85℃或小於約80℃及/或小於約75℃的溫度。不論使用何種受熱類型誘導熱神經協調，預期會減少腎臟交感神經活動(「RSNA」)。
C.控制所施加之能量
使用本文中所揭示之療法向目標組織傳遞治療，可有益於以受控方式將能量傳遞至目標神經結構。受控能量傳遞可允許熱療帶伸入腎筋膜(renal fascia)內，同時減少針對血管壁的非所要能量傳遞或熱效應。受控能量傳遞亦可產生更可靠、可預測且有效的全面治療。因此，產生器26最好包括包含演算法102的程式化指令(參見圖5)以便控制功率及能量傳遞至熱力加熱設備。演算法102(其代表性具體實例展示於圖44中)可作為習知電腦程式執行，以便藉由耦接至產生器26的處理器執行。照護者使用步進指令亦可人工執行演算法102。
根據演算法所監測的操作參數可包括例如溫度、時間、阻抗、功率、流速、體積流量、血壓、心率等。溫度之離散值可用於引發功率或能量傳遞之變化。舉例而言，高溫度值(例如85℃)可表示組織乾縮，在此情況下，演算法可降低或中止功率及能量傳遞以防止對目標或非目標組織產生非所要熱效應。另外/或者，時間可用於防止非目標組織產生非所要的熱變異。每次治療時，檢驗設定時間(例如2分鐘)以防止無限的功率傳遞。
阻抗可用於量測組織變化。阻抗表示治療位點之電學性質。若為熱誘導性，則向治療位置施加電場，阻抗將隨著組織細胞對電流之抵抗變弱而降低。若施加的能量過高，則電極附近會發生組織乾縮或凝結，當細胞持水性降低及/或電極表面積減小(例如經由凝結物之積聚)時，阻抗將增大。因此，組織阻抗增大可表示或預示目標或非目標組織發生非所要熱變異。
另外/或者，功率為控制療法傳遞的有效監測參數。功率為電壓及電流之函數。演算法可定製電壓及/或電流以達成所要功率。
上述參數之導數(例如變化速率)亦可用於引發功率或能量傳遞之變化。舉例而言，可監測溫度變化速率，以便在偵測到溫度突然上升的情況下降低功率輸出。同樣，可監測阻抗變化速率，以便在偵測到阻抗突然上升的情況下降低功率輸出。
如圖44所示，當照護者啟動治療(例如經由腳踏開關)時，演算法102命令產生器26逐漸調節其功率輸出，在第一時間週期t1(例如15秒)期間達到第一功率位準P1(例如5瓦特)。第一時間週期期間的功率增加通常呈線性。因此，產生器26使其功率輸出以通常恆定之速率P1/t1增大。或者，功率增加可呈增加速率可變的非線性(例如指數或拋物線性)。一旦達成P1及t1，則演算法可在P1保持所要時段t2-t1(例如3秒)直至新時間t2。在t2時，功率在所要時段t3-t2期間(例如1秒)依所要增量(例如1瓦特)增加至P2。在所要時段期間所要增量為約1瓦特之此功率變化可持續至達成最高功率PMAX或滿足一些其他條件。在一個具體實例中，PMAX為8瓦特。在另一個具體實例中，PMAx為10瓦特。功率可視情況在最高功率PMAX維持所要時段或長達所要的總治療時間(例如長達約120秒)。
在圖44中，演算法102說明性地包含功率控制演算法。然而，應瞭解演算法102可替代地包含溫度控制演算法。舉例而言，可逐漸增加功率直至在所要持續時間(持續時間)期間獲得所要溫度(或溫度)。在另一個具體實例中，可提供功率控制演算法與溫度控制演算法組合。
如所述，演算法102包括監測某些操作參數(例如溫度、時間、阻抗、功率、流速、體積流量、血壓、心率等)。操作參數可連續或定期監測。演算法102根據所要參數曲線檢驗所監測之參數，以確定個別或組合之參數是否屬於由所要參數曲線所設定之範圍內。若所監測參數屬於由所要參數曲線所設定之範圍內，則可依所命令之功率輸出繼續治療。若所監測參數超出由所要參數曲線設定之範圍，則演算法102相應地調整所命令之功率輸出。舉例而言，若達成目標溫度(例如65℃)，則功率傳遞保持恆定直至總治療時間(例如120秒)終止。若達成或超過第一溫度臨限值(例如70℃)，則依所要增量(例如0.5瓦特、1.0瓦特等)降低功率直至達成目標溫度。若達成或超過第二功率臨限值(例如85℃)，藉此表示非所要狀態，則可終止功率傳遞。系統可裝備各種聲訊及視覺報警器以使操作者警惕某些狀態。
以下為演算法102可據以調整及/或終止/中斷所命令之功率輸出的非詳盡事件清單：
(1)所測溫度超過最高溫度臨限值(例如約70℃至約85℃)。
(2)由所測溫度導出的平均溫度超過平均溫度臨限值(例如約65℃)。
(3)所測溫度之變化速率超過變化速率臨限值。
(4)在一個時期期間的溫度升幅低於最低溫度變化臨限值，而產生器26具有非零輸出。能量傳遞元件24與動脈壁之間接觸不良可產生此狀態。
(5)所測阻抗超過阻抗臨限值(例如<20歐姆或>500歐姆)。
(6)所測阻抗超過相對臨限值(例如阻抗自起始值或基線值降低且接著上升超過此基線值)。
(7)所測功率超過功率臨限值(例如>8瓦特或>10瓦特)。
(8)所測之功率傳遞持續時間超過時間臨限值(例如>120秒)。
V.所揭示裝置及系統之預封裝套組以供分配、運輸及銷 售
如圖45中所示，圖5中所示之系統10之一或多個組件可封裝在一起以方便交付於客戶/臨床操作者及供其使用。適於封裝的組件包括治療設備12、用於連接治療設備至產生器26的電纜28、中性或分散電極38、及一或多根導引導管94(例如腎臟導引導管)。電纜28亦可整合於治療設備12內以便將兩種組件封裝在一起。各組件可具有其自帶的無菌封裝(對於需要滅菌之組件)，或組件在套組封裝內可具有專門的無菌隔室。此套組亦可包括逐步使用說明書126，其向操作者提供工業品特徵及使用系統10及治療設備12的操作說明，包括本文中所揭示之治療設備之所有插入、傳遞、置放及使用方法。
VI.所揭示之裝置、方法及系統之其他臨床用途
雖然本說明書中之大部分揭示內容係關於自腎臟血管(例如腎臟動脈)內至少部分地去除患者腎臟神經以阻斷傳入及/或傳出神經聯繫，但本文中所述之裝置、方法及系統亦可用於其他血管內治療。舉例而言，上述導管系統或此系統之所選態樣可置放於其他周邊血管內以傳遞能量及/或電場，從而藉由改變緊鄰於此等其他周邊血管之神經來達成神經協調作用。主動脈發出許多動脈血管，其與豐富的神經叢並排移行至目標器官。利用動脈接近且協調此等神經可對多種疾病狀態具有明確的治療潛力。一些實例包括環繞腹腔幹、腸系膜上動脈及腸系膜下動脈之神經。
緊鄰於或環繞動脈血管(稱為腹腔幹)的交感神經可 通過腹腔神經節且依循腹腔幹之分枝而分佈於胃、小腸、腹部血管、肝、膽管、膽囊、胰臟、腎上腺及腎臟中。全部協調此等神經(或經由選擇性協調部分地協調)能夠治療病狀，包括(但不限於)糖尿病、胰臟炎、肥胖症、高血壓、肥胖症相關高血壓、肝炎、肝腎症候群、胃潰瘍、胃蠕動障礙、大腸急躁症、及自體免疫病症，諸如克羅恩氏病(Crohn's disease)。
緊鄰於或環繞動脈血管(稱為腸系膜下動脈)的交感神經可通過腸系膜下神經節且依循腸系膜下動脈之分枝而分佈於結腸、直腸、膀胱、性器官及外生殖器中。全部(或經由選擇性協調部分地)協調此等神經能夠治療病狀，包括(但不限於)GI蠕動障礙、結腸炎、尿滯留、膀胱活動過度、失禁、不育症、多囊性卵巢症候群、早洩、勃起障礙、性交困難及陰道痙攣。
儘管動脈通路及治療在本說明書中已受關注，但所揭示之裝置、方法及系統亦可用於自周邊靜脈或淋巴管內傳遞治療。
VII.結論
不希望本發明之上述實施方式為詳盡的或使本發明限於上文所揭示之確切形式。雖然本發明之特定具體實例及實施例已針對說明性目的而描述如上，但熟習相關技術者將意識到，可在本發明範圍內進行各種等效的修改。舉例而言，雖然各步驟係以指定次序呈現，但替代性具體實例可執行不同次序的步驟。本文中所述的多個具體實例亦可 組合以提供其他具體實例。
根據上述將瞭解，本發明之特定具體實例已針對說明目的而描述於本文中，但未展示或詳細描述熟知結構及功能，以免本發明之實施方式出現不必要的晦澀難懂之處。在上下文允許的情況下，單數或複數詞亦可分別包括複數或單數詞。舉例而言，本文中之大部分揭示內容以單數形式描述能量傳遞元件24或電極46。應瞭解，此應用不排除兩個或兩個以上能量傳遞元件或電極。
亦應瞭解，能量傳遞元件24可為電極、射頻電極、冷卻射頻電極、熱元件、熱力加熱元件、電阻加熱元件、低溫切除施用器、微波天線、超音波轉換器、高強度聚焦超音波轉換器、或雷射發射器。
另外，本文中使用的其他術語可以不同且可互換的方式表示。舉例而言，傳力段亦可為近端傳力段、管狀細長軸桿；第一撓曲段亦可為撓性管狀結構；可偏轉區段亦可為中間撓曲段或第二撓曲段或可偏轉管狀體；控制線可為撓曲控制元件；力阻抑段可為第三撓曲段或遠端撓曲段或被動撓性結構；力重定向元件可為預成形幾何形狀。
此外，參考兩項或兩項以上之清單時，除非「或」一詞明確限於意謂僅單項而排除其他項，否則此清單中使用「或」可解釋為包括(a)清單中之任何單項，(b)清單中之所有項，或(c)清單中各項之任何組合。另外，全篇所用之術語「包含」意謂包括至少列舉之特徵，因此不排除任何更大數目個相同特徵及/或其他類型之其他特徵。亦將瞭解，特定具體實例已針對說明之目的而描述於本文中，但可在不背離本發明的情況下進行不同的修改。因此，本發明僅由隨附申請專利範圍限定。
10‧‧‧系統
11‧‧‧流體泵
11a‧‧‧流體源
11b‧‧‧流體傳遞管
12‧‧‧治療設備
13‧‧‧氣球導管
14‧‧‧血管內路徑
16‧‧‧細長軸桿
17‧‧‧管腔
18‧‧‧近端區域
20‧‧‧遠端區域
24‧‧‧能量傳遞元件
24a‧‧‧熱力加熱元件
24b‧‧‧熱力加熱元件
26‧‧‧能量產生器
28‧‧‧電纜
29‧‧‧供電線/輸電線及/或感測器/熱電偶線
30‧‧‧傳力段
32‧‧‧第一撓曲段
34‧‧‧第二撓曲段
35‧‧‧第一鉸鏈接頭
35'‧‧‧第二鉸鏈接頭
36‧‧‧複合多向彎曲結構
38‧‧‧中性或分散電極
40‧‧‧控制線
40a‧‧‧控制線
40b‧‧‧控制線
40c‧‧‧控制線
40d‧‧‧控制線
42‧‧‧感測器
44‧‧‧第三撓曲段
45b‧‧‧返回管腔
46‧‧‧電極
47‧‧‧孔口
48‧‧‧防創傷性鈍端表面
49‧‧‧離軸彎曲
49'‧‧‧第一彎曲
49"‧‧‧第二彎曲
50‧‧‧側邊四分體
51‧‧‧摘除導管之管腔
52‧‧‧感測器
53‧‧‧遠端組件
54‧‧‧第一管狀結構
56‧‧‧外鞘
57‧‧‧遠端尖
58‧‧‧第二管狀結構
60‧‧‧外鞘
62‧‧‧第三管狀結構
64‧‧‧外鞘
66‧‧‧脊柱
66'‧‧‧第一區段
66"‧‧‧第二區段
66'''‧‧‧第三區段
66''''‧‧‧第四區段
66a‧‧‧脊柱帶狀區段
66b‧‧‧脊柱帶狀區段
66c‧‧‧脊柱帶狀連接段
67‧‧‧膨脹元件
68‧‧‧連接肋片
68a‧‧‧連接肋片
68b‧‧‧連接肋片
68c‧‧‧連接肋片
68d‧‧‧連接肋片
70‧‧‧扁平帶狀材料
74‧‧‧撓性結構
76‧‧‧較薄壁區段
80‧‧‧外鞘
90‧‧‧撓性能量傳遞元件/撓性熱力加熱元件
92‧‧‧活性電極
92a‧‧‧電極
94‧‧‧導引導管
95‧‧‧導引導管
96‧‧‧導引導管
98‧‧‧沿著腎臟動脈的軸向位置
98a‧‧‧熱損害組織區域
98b‧‧‧熱損害組織區域
98c‧‧‧熱損害組織區域
98d‧‧‧熱損害組織區域
99‧‧‧沿著腎臟動脈的各軸向位置
100‧‧‧腳踏開關
101‧‧‧沿著腎臟動脈的各軸向位置
102‧‧‧演算法
104‧‧‧絲線
106‧‧‧遠端錨
108‧‧‧近端錨
110‧‧‧聚合物塗層或包層
124‧‧‧接觸區域
126‧‧‧逐步使用說明書
130‧‧‧焊料
130'‧‧‧焊料
130a‧‧‧焊料
130b‧‧‧焊料
200‧‧‧把手總成
230‧‧‧旋轉器
243‧‧‧把手總成表面
260‧‧‧致動器
300‧‧‧導管/氣球導管
301‧‧‧遠端阻塞性氣球
301a‧‧‧遠端阻塞性氣球
301b‧‧‧近端阻塞性氣球
302‧‧‧滲出性氣球
303‧‧‧孔
441‧‧‧雷射切割孔隙
442‧‧‧孔隙
443‧‧‧孔隙
450‧‧‧辮狀細絲
1412‧‧‧治療設備
1413‧‧‧治療設備
1414‧‧‧遠端區域
1415‧‧‧近端區域
1418‧‧‧雷射切口
1430‧‧‧傳力段
1431‧‧‧轉移段
1432‧‧‧第一撓曲段
1434‧‧‧第二撓曲段
3405‧‧‧電極
3406‧‧‧遠端
3408‧‧‧內部部分
3409‧‧‧外部部分
3415‧‧‧灌注電極
3416‧‧‧倒角或圓頂遠端
3417‧‧‧基礎部分
3418‧‧‧內部部分
3419‧‧‧內表面
3421‧‧‧突起
3425‧‧‧電極
3426‧‧‧遠端
3428‧‧‧內尖端
3435‧‧‧電極
3445‧‧‧電極
3455‧‧‧電極
3465‧‧‧電極
3475‧‧‧電極
3485‧‧‧電極
R‧‧‧旋轉軸
R'‧‧‧旋轉軸
圖1概念性說明交感神經系統(SNS)及腦經由SNS與身體聯繫之方式。
圖2為分佈於左腎而形成圍繞左腎臟動脈之腎神經叢之神經的放大解剖圖。
圖3A及圖3B分別提供人體之解剖圖及概念圖，其描繪腦與腎之間的神經傳出及傳入聯繫。
圖4A及圖4B分別為人類動脈及靜脈血管結構之解剖圖。
圖5為用於達成血管內熱誘導之腎臟神經協調的系統之透視圖，該系統包含治療設備及產生器。
圖6A至圖6D為圖5中所示之治療設備經由股動脈進入腎臟動脈之血管內傳遞、偏轉及置放的解剖圖。
圖7A至圖7D為圖5中所示之治療設備之細長軸桿之一系列視圖，其展示細長軸桿所併入的不同機械及功能區域。
圖7E展示圖5中所示之治療設備置放於腎臟動脈之維度內的解剖圖。
圖8A至圖8C展示熱力加熱元件之置放，其攜帶於圖5中所示之治療設備之細長軸桿遠端，置放成與沿著腎臟動脈之組織接觸。
圖9A及圖9B展示圖8A至8C中所示之熱力加熱元件置放成與沿著腎臟動脈之組織接觸且將熱療提供至腎神經叢。
圖10A及圖10B展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之傳力段的代表性具體實例。
圖11A至圖11C展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之近端撓曲段之代表性具體實例。
圖12A至圖12D展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之中間撓曲段之代表性具體實例。
圖13A至圖13C展示具有不同勁度之部分之中間撓曲段的替代性具體實例。
圖13D至圖13F展示包含辮狀或捲曲的管狀結構之中間撓曲段的替代性具體實例。
圖14A及圖14B展示治療設備之一部分，其具有根據本發明技術之具體實例所組態的撓曲段。
圖15A至圖15C展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之遠端撓曲段之代表性具體實例。
圖15D至圖15F展示與圖5中所示之治療設備之細長軸桿對應之遠端撓曲段之彎曲能力的多個平面圖。
圖15G及圖15H展示與圖5中所示之治療設備之細長軸桿對應之遠端撓曲段的替代性具體實例。
圖16A及圖16B展示耦接至圖5中所示之治療設備之把手總成之旋轉控制機構的代表性具體實例。
圖17A及圖17B展示如圖5中所示之治療設備之細長軸桿的替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖18A至圖18C展示如圖5中所示之治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖19A至圖19C展示如圖5中所示之治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖20A及圖20B展示如圖5中所示之治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖21A至圖21C展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之第三撓曲段之代表性具體實例。
圖21D展示圖5中所示之治療設備置放於腎臟動脈之維度內的解剖圖。
圖21E至圖21G展示圖21A至21C中所示之治療設備置放於腎臟動脈之維度內的解剖圖。
圖21H至圖21L展示力重定向元件之組態之實例。
圖21M及圖21N展示與圖21A中所示之治療設備之細長軸桿對應之力阻抑段的替代性具體實例。
圖22A至圖22G展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示包含預成形彎曲的第二撓曲段。
圖22H至圖22K展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示縱向偏離預成形彎曲的第二撓曲段。
圖23A至圖23G展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖24A至圖24D展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖25A至圖25C展示圖5中所示之治療設備之細長軸桿之第二撓曲段的替代代表性具體實例，該第二撓曲段經組態以在多個方向上偏轉。
圖25D至圖25M展示如圖25A中所示之治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例，其中第二撓曲段包含中央定位之脊柱。
圖25N至圖25W展示如圖25A中所示之治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示細長軸桿可併入之不同結構、機械及功能區域之實例。
圖26A至圖26L展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示變形成螺旋形狀之軸實例。
圖27A至圖27F展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其展示變形成複合彎曲之軸實例。
圖28A及圖28B展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其具有電啟動可偏轉段。
圖29A及圖29E展示治療設備之細長軸桿的額外替代代表性具體實例，其具有鉸鏈接頭。
圖30A為圖5之系統之另一具體實例的透視圖，該系統經組態以主動冷卻治療設備。
圖30B展示主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍的開路系統。
圖30C及圖30D分別為主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍之閉路系統的側視截面圖及橫截面圖。
圖31A為位於治療位點之腎臟動脈的橫截面圖，其展示主動冷卻之效果。
圖31B為存在及不存在主動冷卻且其他參數保持恆定時，溫度相對於組織深度的曲線圖。
圖32A為位於治療位點之腎臟動脈的橫截面圖，其展示主動冷卻之替代效果。
圖32B為存在及不存在主動冷卻與主動冷卻期間增強能量傳遞組合時、溫度相對於組織深度的曲線圖。
圖33A及圖33B分別為存在及不存在主動冷卻時、目標組織深度處溫度相對於時間的曲線圖，其展示i)溫度上升速率加快，及ii)溫度量值增大，從而使主動冷卻期間的治療持續時間縮短。
圖34A至圖34L展示用於主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍之開路系統的額外代表性具體實例。
圖34M至圖34W說明可根據本發明技術之具體實例組態而提供主動冷卻的電極。
圖35為存在主動冷卻時、組織表面及損害深度處的功率及溫度相對於時間的曲線圖。
圖36為存在主動冷卻時、組織表面及損害深度處之功率及溫度相對於時間的曲線圖(使用併入間歇功率傳遞及冷卻的演算法)。
圖37展示用於主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍之閉路系統的另一代表性具體實例。
圖38至圖41展示用於主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍之開路系統的額外代表性具體實例。
圖42展示用於主動冷卻熱力加熱元件及/或所接觸組織及其外圍之開路系統的另一代表性具體實例。
圖43A至圖43H展示如圖5中所示之治療設備的血管內傳遞、置放、偏轉、旋轉、收回、再定位及使用，以自腎臟動脈內達成熱誘導性腎臟神經協調。
圖43I至圖43K展示血管內使用如圖5中所示之治療設備所產生的環向治療效果。
圖43L展示使用如圖5中所示之治療設備執行的替代血管內治療方法。
圖44展示與如圖5中所示之系統之能量產生器對應的能量傳遞演算法。
圖45展示封裝於單一套組內之系統及治療設備的多個組件。
圖46A至圖46C展示如圖5中所示之治療設備在動物腎臟動脈內之多個治療位置處的螢光鏡影像。
圖46D及圖46E展示如圖5中所示之治療設備在人類研究期間在腎臟動脈之多個治療位置處的螢光鏡影像。
10‧‧‧系統
11‧‧‧流體泵
11a‧‧‧流體源
11b‧‧‧流體傳遞管
12‧‧‧治療設備
16‧‧‧細長軸桿
18‧‧‧近端區域
20‧‧‧遠端區域
24‧‧‧能量傳遞元件
26‧‧‧能量產生器
28‧‧‧電纜
38‧‧‧中性或分散電極
100‧‧‧腳踏開關
102‧‧‧演算法
200‧‧‧把手總成
230‧‧‧旋轉器
260‧‧‧致動器

Claims (9)

  1. 一種用於血管內腎臟神經協調的導管裝置，其包含：一沿著一軸延伸的細長軸桿，該細長軸桿包含一近端部分及一遠端部分，該遠端部分包括一細長的第一撓曲段、一處於該第一撓曲段之遠端的第二撓曲段及一鄰近於該第二撓曲段且朝遠端延伸超出該第二撓曲段的第三撓曲段；一能量傳遞元件，其由該第三撓曲段所攜帶且朝遠端延伸超出該第三撓曲段，其中該能量傳遞元件經組態以接觸一血管內組織表面且將能量傳遞至靠近該血管內組織表面定位的腎臟神經；一控制元件，其耦接至該第二撓曲段；及一主動冷卻元件，其包含位於該能量傳遞元件中的一輸注孔，且其中該輸注孔與一熱流體輸注源流體連通；其中：該控制元件經組態以將一第一力施加至該第二撓曲段，藉以控制該能量傳遞元件在一包括該軸之平面中的運動，並將該能量傳遞元件定位成與該血管內組織表面接觸；該能量傳遞元件經組態以經由該血管內組織表面施加能量以將腎臟神經摘除；且該主動冷卻元件經組態以移除來自該能量傳遞元件之熱量。
  2. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其進一步包含耦接至該能量傳遞元件的一溫度感測器。
  3. 如申請專利範圍第2項之導管裝置，其進一步包含一反饋控制系統，該反饋控制系統經組態以回應於所監測之溫度而改變藉由該主動冷卻元件而移除之熱量。
  4. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該能量傳遞元件與主動冷卻元件共同包含一灌注電極。
  5. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該灌注電極包含與熱流體輸注源流體連通的六個輸注孔。
  6. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該灌注電極包含經組態以收納一流體供應管腔的一經鑽孔內部部分。
  7. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該灌注電極包含多個雷射切割孔隙。
  8. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該灌注電極包含捲繞熱流體輸注源的螺旋形狀。
  9. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該灌注電極包含多個辮狀的細絲及在所述細絲之間的間隙空間。
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