用于對體腔進行非連續周緣治療的方法和裝置的制作方法

專利名稱：用于對體腔進行非連續周緣治療的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及用于進行體腔內非連續周緣治療的方法和裝置。這種方法和裝置的幾個實施方案旨在體腔的周緣治療，所述體腔的周緣治療在一個或多個離散的治療區域中施加能量，以形成一個或多個損害，所述一個或多個損害在垂直于體腔的縱軸的橫截面的任何完全的周緣周圍不接觸或連續。背景本申請人已經描述了這樣的方法和裝置，所述方法和裝置通過調節有助于腎功能的神經纖維，例如將含有有助于腎功能的神經纖維的組織去神經支配，從而治療多種腎和心-腎疾病，例如心力衰竭、腎疾病、腎衰竭、高血壓、造影劑腎病、心房纖維性顫動和心肌梗死。這預期降低腎交感神經活性，其增加了水和鈉從身體的移去，并且使腎素分泌返回到更加正常的水平。正常化的腎素分泌引起供應腎的血管呈現出穩定的擴張/收縮的狀態水平，這提供了適當的腎血流量。參見，例如，本申請人的共同未決美國專利申請(a)在2003年4月8日提交的10/408，665 ； (b)在2005年5月13日提交的11/129，765 ； (c)在2005年7月25日提交的11/189，563 ； (d)在2006年2月27日提交的11/363，867 ； (e)在2006年8月14日提交的11/504，117 ;以及美國專利6，978，174。所有的這些申請和專利都通過引用而以全文形式結合在此。本申請人之前還描述了這樣的方法和裝置，所述方法和裝置用于患者內的神經支配血管或接近血管的任何靶神經纖維的血管內-誘導神經調節或去神經支配，例如用于治療任何神經障礙或其它的醫學病癥。接近血管的神經可能使效應器官或組織受神經支配。血管內-誘導神經調節或去神經支配可以用于治療多種神經障礙或其它的醫學病癥，所述神經障礙或其它的醫學病癥包括但不限于包括心力衰竭和高血壓的上述病癥，以及疼痛和外圍動脈閉塞病(例如，經由疼痛緩解)。該方法和裝置可以用于調節傳出或傳入神經信號，以及傳出和傳入神經信號的組合。參見，例如，在2006年11月14日提交的題目為用于血管內-誘導神經調節或去神經支配的方法和裝置(Methods and Apparatusfor Intravascularly-Induced Neuromodulation or Denervation)(代理人備案號57856. 8018. US)的本申請人的共同未決美國專利申請11/599，649，所述專利申請通過引用而以全文形式結合在此。
盡管上述方法本身是有用的，但是血管內神經調節和/或去神經支配的一個挑戰是從血管的內部充分地影響神經組織。例如，血管內神經調節應當避免增加急性和/或晚期狹窄的危險。因此，將期望提供進一步解決這些挑戰的方法和裝置。附圖
簡述考慮到結合附圖的下列詳細描述，本發明的幾個實施方案將變得顯然，在所述附圖中，所有附圖的類似參考字符是指類似的部分，并且其中圖I是顯示緊鄰動脈的神經纖維的一般位置的示意性等距詳圖。圖2A-2J是部分截面形式的示意性側視圖，其示例了用于體腔的非連續周緣治療的方法和裝置的一個實例。圖3是部分截面形式的示意性側視圖，其示例圖2的方法和裝置的一個備選實施方案。圖4是部分截面形式的示意性側視圖，其示例用于非連續周緣治療的其他備選方法和裝置。圖5A和5B是部分截面形式的示意性側視圖，其示例用于非連續周緣治療的更進一步的備選方法和裝置。詳細描述A.概沭本申請人已經發現，可以期望通過對離散區施加能量來進行體腔的周緣治療以積極地影響醫學病癥，所述離散區沿大體上垂直于腔壁的徑向橫截面的完全的周緣是非連續的。例如，在心房纖維性顫動的治療中，通過形成連續的周緣損害以中斷異常電信號，可以實現周緣治療，所述連續的周緣損害在肺靜脈的徑向橫截面周圍完全連續。在心力衰竭的治療中，通過形成類似的連續的周緣損害以降低腎交感神經活性，可以實現周緣治療，所述類似的連續的周緣損害在腎動脈的徑向橫截面周圍完全連續。然而，在垂直于體腔或接近體腔的組織的徑向橫截面的周緣幾乎完全360°連續延伸的連續周緣損害可能增加血管內急性和/或晚期狹窄形成的危險。因此，許多下述實施方案旨在形成腔內的離散的、非連續的損害，而不不利地影響血管。
這種非連續治療可以例如從血管內或管腔內位置實施，其可以包括利用從血管內位置通到血管外位置的元件的治療，即血管內-至-血管外治療。然而，應當理解，還可以提供根據本發明的血管外治療裝置和方法。本治療可以相對地應用于神經，包括腦中的神經組織，或在血管或其它體腔內或接近血管或其它體腔、至少總體上平行或沿著血管(體腔)的縱向維度行進的其它靶結構。該靶結構另外或備選地可以包括相對于血管(體腔)的旋轉取向。非連續周緣治療的幾個公開的實施方案通過沿多個徑向平面或橫截 面的多個部分處理神經物質，可以降低急性和/或晚期狹窄形成的危險，所述多個徑向平面或橫截面的多個部分沿血管(體腔)的縱向維度被隔開。在每一個徑向平面或橫截面的治療區域限定了沿周緣不完全連續的治療區，SP，限定了沒有連續周緣損害的治療區。然而，沿多個徑向平面或橫截面的多個治療區的疊置限定了沿血管(體腔)的縱向節段的非連續的、重疊的周緣治療區。在一些實施方案中，此重疊的治療區可以提供非連續的，但是基本上完全的周緣治療，而沒有連續周緣損害的形成。在其它的實施方案中，重疊的治療區可以提供非連續的、部分的周緣治療。與在單個的縱向橫截面或徑向平面的連續周緣治療相比，以此方式在血管(體腔)的縱向節段上進行不連續的周緣治療。因而，周緣地以不連續的方式影響基本上沿血管(體腔)的縱向維度行進的靶結構，而沒有沿血管(體腔)的任何橫截面或徑向平面的連續周緣損害的形成。這可以降低血管(體腔)內急性或晚期狹窄形成的危險。因而，不連續的周緣治療可以包括在體腔的縱向維度周圍的多個位置進行的治療，其中在任何一個縱向位置的治療區不包括完全在徑向平面周圍的連續周緣損害，但是其中在全部或一些縱向位置的治療區的疊置可以限定重疊的周緣治療區。經由在體腔內接近靶神經纖維安置的用于對靶神經纖維施加能量的裝置，可以任選地實現不連續的周緣治療。該治療可以經由下列方式引起，例如，電和/或磁能應用、熱能應用(加熱或冷卻)、機械能應用、化學能應用、核或輻射能應用、流體能應用等。這樣的治療可以經由，例如，熱或非熱電場、連續或脈沖電場、激勵電場、局部藥物遞送、高強度聚焦超聲、熱技術、無熱技術、它們的組合等實現。這種治療可以例如實現不可逆的電穿孔或電融合、壞死和/或凋亡的誘導、基因表達的改變、動作電位阻滯或衰減、細胞因子上調的變化、消融以及靶神經纖維中的其它狀況。該裝置的全部或一部分任選可以通過體腔壁達到腔外位置，以幫助所述治療。該體腔可以例如包括血管，并且該裝置可以經由熟知的經皮技術安置在血管內。經由對靶結構(例如靶神經結構)的直接改變，或至少部分地經由對血管或支持靶結構或周圍組織如動脈、小動脈、毛細管、靜脈或小靜脈的其它結構的改變，可以實現治療。在一些實施方案中，經由將能量直接施加于靶或支持結構，可以實現該治療。在其它的實施方案中，經由間接產生和/或施加能量，例如通過施加在靶或支持結構中引起阻抗性加熱的電場或高強度聚焦超聲，可以實現該治療。還可以利用備選的熱技術。在一些實施方案中，可以提供用于實時監控治療及其對靶或支持結構和/或非靶組織的效果的方法和裝置。同樣地，可以提供能量傳輸裝置的實時監控。另外地或備選地，可以監控傳輸的功率或總能量、靶或非靶組織或裝置的阻抗和/或溫度。當利用電場實現期望的周緣治療時，可以將電場參數根據需要更改并且以任意組合結合。這樣的參數可以包括但不限于電壓、功率、場強、脈沖寬度、脈沖持續時間、脈沖的形狀、脈沖的數量和/或脈沖之間的間隔(例如，工作循環)等。例如，適當的場強可以高達約10，000V/cm,并且可以是連續的或脈沖的。電波形的適當形狀包括例如AC波形、正弦波形、余弦波形、正弦和余弦波的組合、DC波形、DC-移位的AC波形、RF波形、方波、梯形波、指數衰減波、或它們的組合。當利用脈沖電場時，適當的脈沖寬度可以具有任何期望的間隔，例如高達約I秒。該場包括至少一個脈沖，并且在許多應用中，該場包括多個脈沖或被連續施加例如高達幾分鐘。適當的脈沖間隔包括例如小于約10秒的間隔。這些參數被作為適當的實例提供并且絕不應當被認為是限制性的。當利用熱機構實現期望的治療時，可以任選提供保護性元件，以在熱誘導的不連 續周緣治療期間保護非靶組織如平滑肌細胞免受熱損傷。例如，在加熱靶神經或支持結構時，可以提供保護性冷卻元件如對流冷卻元件，以保護非靶組織。同樣地，在冷卻靶神經或支持結構時，可以利用保護性加熱元件如對流加熱元件，以保護非靶組織。可以直接或間接地將熱能短暫施加或施加一段持續的時期，以實現例如期望的神經調節或去神經支配。任選地，可以將反饋如沿靶或非靶組織或沿所述裝置的感應溫度用于控制并監控熱能的傳遞。通過利用血流作為吸收過量熱能(熱的或冷的)的傳導和/或對流散熱器，可以在例如神經調節或去神經支配的過程中任選保護非靶組織。例如，當血流不阻塞時，循環血可以提供相對不變的溫度介質，以在此程序中將過量的熱能從非靶組織移去。另外地或備選地，可以通過下列方法保護非靶組織將熱(或其它的)能聚焦在靶或支持結構上，使得能量的強度不足以在遠離靶或支持結構的非靶組織中引起熱損傷。如以下所述的，可以利用另外和備選的方法和裝置實現不連續的周緣治療，而不形成連續的周緣損害。為了更好地理解本發明的裝置的結構以及使用這種用于不連續周緣治療的裝置的方法，研究人的一般神經血管解剖結構是有益的。B.神經血管解剖結構概沭圖I示例了相對于典型為動脈的體腔或血管結構，神經結構的一般解剖學布置。神經纖維N通常可以在沿動脈A的徑向維度r的位置的較小范圍附近，通常在動脈的外膜內，沿縱向維度L縱向延伸。動脈A具有平滑肌細胞SMC，平滑肌細胞SMC包圍動脈周緣并且通常圍繞動脈的角維度(angular dimension) Θ成螺旋形,還在沿徑向維度r的位置的較小范圍內。因此，動脈的平滑肌細胞具有通常橫穿(即，不平行)血管的縱向維度的縱向或較長維度。神經纖維和平滑肌細胞的縱向維度的失配被稱為“細胞失配(cellularmisalignment)”。可以使用神經N和平滑肌細胞SMC的細胞失配，在對平滑肌細胞具有減小的影響的情況下選擇性地影響神經細胞。更具體地，通過沿著動脈A的沿動脈縱向維度L分開的多個徑向或橫截面平面進行疊置治療，而非進行沿動脈的單個徑向平面或橫截面的連續周緣治療，可以實現不連續的周緣治療。以此方式，由于細胞失配，縱向取向的神經纖維可以經歷完全的不連續的周緣治療，而有角度地取向的平滑肌細胞可以僅經歷部分周緣治療。可以任選利用監控元件評估在神經和/或在平滑肌細胞中引起的治療的程度，以及調節用于實現期望效果的治療參數。
C.用于體腔的非連續周緣治療的裝置和方法的實施方案圖2-5示例了用于進行非連續周緣治療的血管內系統和方法的實施例。本申請人已經例如在2005年5月13日提交的共同未決美國專利申請11/129，765和2006年2月27日提交的11/363,867中描述了用于神經調節或去神經支配的血管內和血管內-至-血管外系統，所述兩個申請通過引用而結合在此。本申請人還描述了用于神經調節或去神經支配的血管外系統(參見，例如，在2005年7月25日提交的美國專利申請11/189，563，所述申請通過引用而結合在此)，并且應當理解，除血管內(管腔內)或血管內-至-血管外(空內-至-腔外)系統以外，可以使用血管外(或腔外)系統進行不連續的周緣治療。本申請人之前已經在例如2006年8月14日提交的共同未決美國專利申請11/504，117中描述了用于神經調節或去神經支配的熱系統。現在參考圖2A-2J，裝置300的實施方案包括具有任選的定位元件304 (例如，氣球、可膨脹的金屬絲籃、其它機械擴張器等)的導管302和可膨脹的電極元件306，所述可膨脹的電極元件306沿所述導管的軸安置并且示意性地位于所述定位元件之上。電極元件 306具有用于將電場傳遞到靶神經纖維的電連接到場發生器50的一個或多個電極307。在一個備選實施方案中，電極兀件306的一個或多個電極307中的一個或多個可以包含用于加熱或冷卻靶神經纖維以調節該纖維的帕爾貼(Peltier)電極。任選地，一個或多個電極307可以是單獨可分配的并且可以以雙極形式使用，和/或可以在將外部接地墊(groundpad)附著到患者的外部的情況下以單極形式使用。場發生器50，以及本文中所述的電極實施方案中的任何一種，可以與本發明的任何實施方案一起使用以傳遞具有期望的場參數的電場。場發生器50可以在患者外部。應當理解，可以將以下所述的實施方案的電極電連接至所述發生器，盡管每一個實施方案沒有明確顯示或描述該發生器。此外，可以任選將場發生器安置在患者內部，并且可以任選將電極和/或場發生器臨時或永久地植入到患者內部。定位元件304任選可以安置或另外驅動一個或多個電極307與血管壁接觸。定位元件304還可以包括阻抗改變元件，所述阻抗改變元件改變治療期間血管內的阻抗，以導引電場跨越血管壁。這可以減少實現期望的神經調節或去神經支配所需的能量，并且可以降低對非靶組織的傷害的危險。本申請人之前已經例如在2005年11月4日提交的共同未決美國專利申請序列號11/266,993中描述了阻抗改變元件的使用，所述專利申請通過引用而以全文形式結合在此。當定位元件304包括可膨脹氣球，如圖2A-J中一樣，該氣球可以作為用于可膨脹電極元件306的定中心和/或膨脹元件，以及作為阻抗改變電絕緣體，用于引導傳遞的電場經由一個或多個電極307進入或跨越血管壁以調節靶神經纖維。由元件304提供的電絕緣可以減少用于實現期望的靶纖維調節，直至并且包括含有所述靶纖維的組織的完全去神經支配所必需的電場的施加能量或其它參數的量級。此外，元件304任選可以用作熱元件。例如，它可以充有用于從接觸該元件的組織移去熱量的起散熱器作用的冷流體。相反地，元件304可以充有加熱與所述元件接觸的組織的溫熱流體。該元件內的熱流體任選可以在定位元件304內循環和/或交換，以有助于更有效的傳導和/或對流熱傳遞。如以下在本文中更詳細地描述的，熱流體還可以用于實現經由熱冷卻或加熱機構的熱神經調節。一個或多個電極307可以是單獨的電極(即，獨立接觸頭)、具有普通連接的接觸頭的節段電極或單個的連續電極。此外，一個或多個電極307可以配置用于提供雙極信號，或一個或多個電極307可以一起或單獨地與用于單極應用的分開的患者接地墊結合使用。作為備選或除一個或多個電極307沿可膨脹電極元件306的布置以外，如圖2中一樣，可以將一個或多個電極307附著到定位元件304上，使得它們在定位元件膨脹時接觸動脈的壁。在這種變化中，所述一個或多個電極可以例如固定到內側表面、外側表面或至少部分地嵌入到定位元件的壁內(參見圖5A和5B)。在另一個實施方案中，所述一個或多個電極不接觸血管壁，而是可以被安置在血管內的任何期望位置。—個或多個電極307或裝置300的任何其它部分，例如導管302或元件304，另外地或備選地可以包含一個或多個傳感器如熱電偶310，以監控靶組織、非靶組織、電極、定位元件和/或裝置300或患者解剖結構的任何其它部分的溫度或其它參數。可以使用測量的一個或多個參數作為反饋來控制治療計劃(regime)。此反饋可以例如用于將一個或多個參數保持在期望闕值之下，所述期望闕值例如為可能對非靶組織引起傷害的闕值。相反地，可以將該反饋用于將一個或多個參數保持在期望闕值以上，所述期望闕值例如為可以誘導靶組織中的期望效果，例如靶神經纖維的神經調節或由靶神經纖維支配的組織的去神經支配。此外，可以將該反饋用于將一個或多個參數保持在將在靶組織中引起期望的效果而不 造成非靶組織傷害的范圍內。可以任選將多個參數(或在多個位置的同一或多個參數)用作控制反饋以保證期望效果同時減輕不期望的效果。如在圖2A中看到的，可以將導管302以低輪廓傳遞構造，例如通過引導導管或鞘303，在動脈A內(或在靜脈或接近靶神經纖維的任何其它血管內)傳遞到治療部位。備選地，可以將導管安置在用于神經調節的多個血管內，例如，在動脈和靜脈內。用于電場神經調節的多血管技術之前已經例如在2006年7月12日提交的本申請人的共同未決美國專利申請11/451，728中有描述，所述專利申請通過引用而以全文形式結合在此。一旦被如所期望地安置在脈管系統內，任選的定位元件304就可以膨脹，以張開電極元件306并且使電極307與血管的內壁接觸，如圖2B中看到的。然后可以由場發生器50產生電場，所述電場通過導管302傳遞到電極元件306和電極307，并且經由電極307跨越動脈的壁傳遞。電場調節沿在動脈壁內或接近動脈的神經纖維的活性，例如至少部分地將受神經纖維支配的組織或器官去神經支配。這可以例如經由對靶神經纖維或支持結構的消融或壞死，或經由非消融損傷或其它變化來實現。電場還可以引起神經纖維中的電穿孔。如在沿圖2B的徑向平面I-I取得的圖2C的橫截面圖中看到的，裝置300示意性地包括在電極元件306和定位元件304的周緣周圍相等地隔開的4個電極307。如在圖2D中看到的，當以與外部接地(未示出；本身已知)結合的單極形式使用時，被每一個電極治療的周緣節段重疊以形成離散的治療區TZ1，所述離散的治療區TZ1圍繞垂直于血管壁的徑向平面中的動脈的周緣不完全連續。結果，在動脈的周緣周圍存在離散的未治療區UZ115如在圖2E中看到的，例如使定位元件304折疊，可以使電極元件306在動脈的徑向維度r周圍折疊，使得電極307不接觸血管壁。電極元件306可以圍繞動脈的角維度Θ旋轉，以有角度地再安置電極307 (最佳地在圖2G中示出)。該旋轉可以例如通過有角度地旋轉導管302實現。在圖2E中，電極元件示意性地已經圍繞動脈的角維度旋轉約45°。在圖2A-D中所示的裝置300的實施方案中，電極在該裝置的周緣周圍相等地分開，使得45°角旋轉約在圖2D中所示的電極的初始位置之間的中途再安置電極。
除電極的角度再安置(angular repositioning)以外,可以將電極沿動脈的縱向維度L再安置，這作為電極307和徑向平面I-I之間的縱向偏置也顯示于圖2E中。這種縱向再安置可以在電極的角度再安置之前、之后或同時發生。如在圖2F中看到的，一旦在縱向和角維度兩者上再安置，電極元件306就可以在徑向維度周圍再膨脹，以使電極307接觸血管壁。然后可以經由有角度地并且縱向地再安置的電極307傳遞電場。在圖2G中，沿圖2F的徑向平面II--II的治療產生了治療區TZ11和未治療區UZn。與圖2D的治療區TZ1 —樣，圖2G的治療區TZ11在動脈的完全周緣不連續。圖2H和21允許了治療區TZ1和治療區TZ11的比較。在圖2H和21中沒有顯示裝置300，例如，可以已經將該裝置從患者移去，從而完成該程序。如所顯示的，分別沿徑向平面I-I和II--II的非治療區UZ1和UZ11有角度地彼此偏置。如在圖2J中看到的，通過將沿動脈A的不同橫截面或徑向平面定位的治療區TZ1和TZ11疊置，就形成復合治療區TZhi,所述復合治療區TZhi在動脈的縱向節段上提供了非連續的、但是基本上周緣的治療。此疊置的治療區有益地沒有產生沿垂直于動脈的任何單 獨的徑向平面或橫截面的連續周緣損害，與產生連續的周緣損害的之前的周緣治療相比，這可以降低急性或晚期狹窄形成的危險。如之前討論的，通過以不同的角度取向沿多個縱向位置安置電極的非連續周緣治療，可以優選影響基本上沿動脈的縱向維度延伸的解剖結構。這種解剖結構可以是神經纖維和/或支持神經纖維的結構。此外，這種不連續的周緣治療可以減輕或減少在圍繞動脈的角維度延伸的結構如平滑肌細胞中引起的潛在不期望效果。平滑肌細胞相對于動脈的有角度或周緣取向可以至少部分地解釋為何連續的周緣損害可能增加急性或晚期狹窄的危險。盡管在圖2A-J中，電極元件306經由定位元件304膨脹，但是應當理解，根據本發明的可膨脹的電極元件或電極另外地或備選地可以配置用于自膨脹成與血管壁接觸。例如，在移去將電極限制在減小的傳遞構造中的鞘或引導導管303以后，電極可以自膨脹。電極或電極元件可以例如由配置用于自膨脹的形狀-記憶元件制成，或接合至配置用于自膨脹的形狀-記憶元件。自膨脹實施方案可以任選通過將限制鞘或導管再安置在自膨脹元件上而折疊，以將其從患者收回。圖3示例了具有自膨脹電極元件306’的裝置300的備選實施方案。已經從該裝置移去的定位元件304。在使用中，裝置300在鞘或引導導管303內前進到治療部位。將鞘移去，并且元件306’自膨脹使電極307與血管壁接觸。有利地，血液在治療區TZ1的形成過程中連續流過動脈A。然后可以將元件306’部分或完全地折疊(例如，在鞘303內)，有角度地相對血管旋轉，橫向地相對血管再安置，并且再膨脹，以與沿不同的徑向平面或橫截面的血管壁接觸。例如，治療可以在血流的存在下在新的位置并且以新的角度取向進行，以形成重疊治療區ΤΖΠ，所述重疊治療區TZ11在與治療區TZ1疊置時，完成不連續的周緣治療區TZhiij然后可以將元件306’再折疊，并且可以將裝置300從患者移去，以完成該程序。現在參考圖4，可以期望的是，在沒有電極或其它能量傳遞元件的有角度的和/或縱向的再安置的情況下，實現不連續的周緣治療。為此目的，在另一個實施方案中，裝置400包括具有可主動膨脹或自膨脹的金屬絲籃404的導管402，所述可主動膨脹或自膨脹的金屬絲籃404具有近側電極406和與所述近側電極在縱向上分開的遠側電極408。近側電極406和遠側電極408還在金屬絲籃周圍徑向地分開并且電連接到場發生器50 (參見圖2A)。近側電極406可以沿與遠側電極不同的金屬絲籃的金屬絲安置。因此近側和遠側電極有角度地并且側向地彼此偏置。近側電極可以獨立于遠側電極運行，和/或近側和遠側電極可以全部以相同的極性運行，例如，作為與外部接地組合的有源電極以單極形式運行。備選地或另外地，近側電極相互可以以雙極形式使用，和/或遠側電極相互可以以雙極形式使用。近側和遠側電極優選不以雙極形式一起使用。通過用遠側電極408治療，可以在動脈周圍形成圖2H的治療區TZp用近側電極406治療可以產生圖21的治療區ΤΖΠ，所述治療區TZ11相對于所述治療區TZ1有角度地偏置。治療區TZ1和TZ11的疊置產生在動脈的縱向節段之上的不連續的周緣治療區TZhiij任選可以同時使用近側和遠側電極，以同時形成治療區TZ1和ΤΖΠ。備選地，可以以任何期望的順序順次運行電極，以順次形成治療區。作為又一個備選方案，經由同時治療和部分地經由順次治療，可以部分地形成治療區。 圖5Α和5Β描述了在不必再安置電極或其它能量傳遞元件的情況下的用于不連續周緣治療的另外的裝置和方法。如在圖5Α和5Β中看到的，裝置300具有電極元件306”，所述電極元件306”包括連接到或安置在定位元件304周圍的花線電路(flex circuit)。經由通過導管302或沿導管302延伸的金屬絲，或通過無線方式，所述花線電路被電連接到場發生器50。在圖5A中，花線電路包含在定位元件304周圍的可折疊圓筒。在圖5B中，花線電路包括用于每一個電極307的單獨的電連接，這可以有助于花線電路的折疊以進行傳遞和收回。與圖4的裝置400的電極一樣，圖7的電極307在相對于定位元件和血管的多個縱向位置隔開。可以如前所述運行電極，以實現不連續的周緣治療。由于電極307被示意性地安置在3個不同的縱向位置，因此可以例如經由3個治療區(在血管內的每一個縱向位置)的疊置形成不連續的周緣治療。圖2-5示意性地描述了用于沒有周緣損害形成的周緣治療的電學方法和裝置。然而，應當理解，備選的能量形式，包括磁、熱、化學、核/輻射、流體等，也可以用于實現沒有周緣損害的期望的周緣治療。此外，盡管圖2-5示意性地包括裝置的完全血管內安置，但是應當理解，任選經由血管內-至-血管外途徑可以將該裝置的全部或一部分安置在血管外。在電場(或其它能量)的傳遞過程中，血管內的血液可以作為用于將過量的熱能從非靶組織(例如血管的內壁)移去的傳導和/或對流熱傳遞的散熱器(熱的或冷的)，從而保護非靶組織。當血流在能量傳遞過程中不被阻塞時，可以增強此效果，如圖3和4的實施方案中一樣。預期患者血液作為散熱器的使用有助于在減少對非靶組織的損傷危險的情況下的較長或較高能量治療的傳遞，這可以增強在靶組織如在靶神經纖維的治療功效。除使用患者血液作為散熱器以外或作為備選方案，可以將熱流體(熱的或冷的)注射到例如在一個或多個電極或其它能量傳遞元件上游的血管中，以移去過量的熱能并保護非靶組織。熱流體可以例如通過裝置導管或通過引導導管注射。此外，可以在除血管以外的體腔中使用該方法，所述方法在靶組織的治療處理過程中，使用注射的熱流體將過量熱能從非靶組織移去，以保護非靶組織免受熱傷害。盡管以上描述了本發明的優選示意性變化，但是對于本領域的技術人員將顯然的是，在不背離本發明的情況下，可以對其進行各種變化和更改。例如，盡管在圖2-4的所述實施方案中，不連續的周緣治療是經由在2個位置的治療的疊置實現的，但是應當理解，可以將在多于2個位置的治療疊置以實現周緣治療，如關于圖5A和5B所述的。此外，盡管在所述實施方案中，該方法在血管中進行，但是應當理解，該治療備選地可以在其它體腔中進行。在后附權利要求中，意欲覆蓋落入 本發明的精神和范圍之內的所有這樣的變化和更改。
權利要求
1.一種用于患者體腔的不連續周緣治療的方法，所述方法包括 至少接近所述體腔的壁安置能量傳遞元件； 將能量從所述能量傳遞元件傳遞至在相對于所述體腔的第一縱向位置的所述體腔的不足整個周緣，以形成第一治療區；和 將能量從所述能量傳遞元件傳遞至在相對于所述體腔的第二縱向位置的所述體腔的不足整個周緣，以至少形成第二治療區，其中所述第一縱向位置和所述第二縱向位置沿所述腔的縱向維度彼此分開。
2.根據權利要求I所述的方法，其中在所述第二縱向位置傳遞能量另外包括相對于所述患者的所述體腔再安置所述能量傳遞元件。
3.根據權利要求I所述的方法，其中接近所述患者的所述體腔安置所述能量傳遞元件另外包括接近所述患者的血管安置所述能量傳遞元件。
4.根據權利要求I所述的方法，其中接近所述患者的所述體腔安置所述能量傳遞元件另外包括在所述患者的所述體腔內安置所述能量傳遞元件。
5.根據權利要求4所述的方法，其中在所述患者的所述體腔內安置所述能量傳遞元件另外包括在所述患者的血管內安置所述能量傳遞元件。
6.根據權利要求5所述的方法，所述方法另外包括在所述能量傳遞過程中阻塞所述血管內的血流。
7.根據權利要求4所述的方法，其中在所述患者的所述體腔內安置所述能量傳遞元件另外包括將所述體腔的壁與所述能量傳遞元件接觸。
8.根據權利要求4所述的方法，其中在所述患者的所述體腔內安置所述能量傳遞元件另外包括在所述能量傳遞之前，使所述能量傳遞元件跨越所述體腔的所述壁。
9.根據權利要求I所述的方法，其中接近所述體腔安置所述能量傳遞元件另外包括安置包括能量傳遞子元件的能量傳遞元件，所述能量傳遞子元件相對于彼此縱向地且有角度地分開。
10.根據權利要求9所述的方法，其中在所述第一和至少第二縱向位置傳遞能量另外包括用縱向地且有角度地分開的能量傳遞子元件傳遞能量。
11.根據權利要求10所述的方法，其中用所述能量傳遞子元件傳遞能量另外包括在所述第一和至少第二縱向位置同時傳遞能量。
12.根據權利要求11所述的方法，其中用所述能量傳遞子元件傳遞能量另外包括以任意期望的順序在所述第一和至少第二縱向位置順次傳遞能量。
13.根據權利要求I所述的方法，其中接近所述患者的所述體腔安置所述能量傳遞元件另外包括接近所述患者的多個體腔安置所述能量傳遞元件。
14.根據權利要求5所述的方法，其中在所述患者的所述血管內安置所述能量傳遞元件另外包括在所述患者的腎脈管系統內安置所述能量傳遞元件。
15.根據權利要求I所述的方法，其中接近所述體腔安置所述能量傳遞元件另外包括接近所述體腔安置至少一個電極，并且 其中用所述能量傳遞元件傳遞能量另外包括從所述至少一個電極傳遞電場。
16.根據權利要求15所述的方法，所述方法另外包括將外部接地附著到患者的外部， 其中所述電場的傳遞另外包括在所述至少一個電極和所述外部接地之間以單極方式傳遞所述電場。
17.用于患者體腔的不連續周緣治療的裝置，所述裝置包括 配置為接近所述體腔安置的器件； 連接到所述裝置的第一能量傳遞元件；和 連接到所述裝置的第二能量傳遞元件， 其中所述第一能量傳遞元件和所述第二能量傳遞元件在所述器件的長度周圍縱向地且有角度地彼此偏置分開， 其中所述第一能量傳遞元件和所述第二能量傳遞元件中的每一個配置為將能量傳遞至所述患者的所述體腔的不足整個周緣。
18.根據權利要求17所述的裝置，其中所述器件包括配置為安置在所述體腔內的導管，并且 其中所述第一能量傳遞元件和所述第二能量傳遞元件被連接到可膨脹元件，所述可膨脹元件配置為使所述第一能量傳遞元件和所述第二能量傳遞元件與所述體腔的壁接觸。
19.根據權利要求18所述的裝置，其中所述可膨脹元件配置為在能量傳遞過程中阻塞所述體腔內的流體流動。
20.根據權利要求17所述的裝置，其中所述器件包括配置為安置在所述體腔內的導管，并且 其中所述第一能量傳遞元件和所述至少第二能量傳遞元件配置為跨越所述體腔的壁。
21.根據權利要求17所述的裝置，所述裝置另外包括至少一個傳感器，所述至少一個傳感器配置為監控所述裝置或所述患者內的組織的參數。
22.根據權利要求21所述的裝置，所述裝置另外包括反饋控制系統，所述反饋控制系統配置為響應于監控到的參數而改變治療。
23.一種治療用方法，所述方法包括 在相對于患者體腔的第一縱向且有角度的位置安置能量傳遞元件； 將能量從所述能量傳遞元件傳遞至在所述第一縱向且有角度的位置的所述體腔的不足整個周緣，以形成第一治療區； 將所述能量傳遞元件再安置到相對于所述體腔的第二縱向且有角度的位置，所述第二縱向且有角度的位置與所述第一縱向且有角度的位置不同；和 將能量從所述能量傳遞元件傳遞至在所述第二縱向且有角度的位置的所述體腔的不足整個周緣，以形成第二治療區。
24.根據權利要求23所述的方法，其中經由所述第一治療區和所述第二治療區的疊置形成的復合治療區包括不連續的、完全周緣的治療區。
25.—種治療患者的方法,所述方法包括 將能量傳遞到在體腔的內壁的第一治療區并且傳遞到在所述腔的所述壁的第二治療區，其中所述第一治療區在徑向平面具有離散的、非連續的第一損害，而所述第二治療區在與所述第一徑向平面分開的第二徑向平面具有離散的、非連續的第二損害，并且影響在所述體腔內壁外的神經組織。
全文摘要
本發明提供了用于體腔的不連續周緣治療的方法和裝置。裝置可以被安置在患者的體腔內，并且可以在第一縱向和有角度的位置傳遞能量，以在第一位置產生小于完全周緣的治療區。所述裝置還可以在體腔內的一個或多個另外的縱向和有角度的位置傳遞能量，以在一個或多個另外的位置產生一個或多個小于完全周緣的治療區，所述一個或多個另外的位置縱向地并且有角度地從所述第一治療區偏置。所述第一治療區和所述一個或多個另外的治療區的疊置限定了沒有連續周緣損害形成的不連續周緣治療區。本發明提供了用于實現這種不連續周緣治療的方法和裝置的各種實施方案。
文檔編號A61B18/00GK102847230SQ20121006938
公開日2013年1月2日 申請日期2007年11月14日 優先權日2006年11月14日
發明者丹尼斯·德馬雷, 漢森·吉福德, 尼古拉斯·扎德諾, 馬克·迪姆, 本杰明·J·克拉克, 安德魯·吳, 肯尼斯·J·米希里奇 申請人:美敦力阿迪安Af盧森堡公司