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消融 导管

阅读：362发布：2020-05-13

专利汇可以提供消融导管专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明提供一种消融导管 ,包括径向不可压缩的支撑体及设于所述支撑体表面的至少一个电极。所述支撑体包括远端横截面及第一横截面。所述至少一个电极中距所述支撑体远端最近的电极的远端所对应的支撑体的横截面为所述第一横截面。所述支撑体的远端横截面与第一横截面之间的任一横截面的径向最大长度小于或者等于所述第一横截面的径向最大长度。，下面是消融导管专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种消融导管,包括径向不可压缩的支撑体及设于所述支撑体表面的至少一个电极,所述支撑体包括远端横截面及第一横截面，所述至少一个电极中距所述支撑体远端最近的电极的远端所对应的支撑体的横截面为所述第一横截面，所述支撑体的远端横截面与第一横截面之间的任一横截面的径向最大长度小于或者等于所述第一横截面的径向最大长度。
2.根据权利要求1所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体的侧面设有沟槽，所述沟槽沿所述支撑体的轴向延伸。
3.根据权利要求2所述的消融导管，其特征在于，所述沟槽沿所述支撑体侧面的周向的宽度从远端至近端逐渐增大，所述电极架设于所述沟槽上。
4.根据权利要求2所述的消融导管，其特征在于，所述沟槽沿所述支撑体侧面的周向的宽度从远端至近端相等，所述电极为线形电极，所述线形电极设于所述支撑体的侧面上，且所述线形电极平行于所述支撑体的轴向。
5.根据权利要求1所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体还具有位于所述第一横截面与其近端横截面之间的第二横截面，所述至少一个电极中距所述支撑体近端最近的电极的近端所对应的支撑体的横截面为所述第二横截面，所述第二横截面的径向最大长度小于或者等于所述第三横截截面的径向最大长度。
6.根据权利要求5所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于1.1毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米。
7.根据权利要求5所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于0.9毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2毫米且小于或者等于2.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于3毫米且小于或者等于6毫米。
8.根据权利要求5所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于2.5毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于5毫米且小于或者等于8毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于12毫米。
9.根据权利要求5所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于1毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米。
10.根据权利要求1所述的消融导管，其特征在于，所述支撑体包括多个支撑子单元及至少一个柔性连接部件，所述多个支撑子单元中相邻的两个支撑子单元通过所述柔性连接部件相连,所述电极为环状电极,所述环状电极套设于所述支撑子单元的周面上。

说明书全文

消融 导管

技术领域

[0001] 本发明涉及医疗器械领域，尤其涉及一种消融导管。

背景技术

[0002] 高血压是常见的慢性病，在其形成机制中，肾素-血管紧张素-醛固酮系统(Renin Angiotensin Aldosterone System,RAAS)作为重要的血压调控系统起到关键作用。RAAS通过对心脏、血管、肾脏的调节维持机体水、电解质及血压的平衡。研究证实，RAAS通过以下三个途径引起高血压：(1)RAAS激活引起钠潴留；(2)RAAS激活可以增加交感神经系统活性；(3)RAAS激活可以直接收缩血管。其中，肾动脉交感神经对于诱发和保持系统性高血压起着决定性作用，其过度活跃使得高血压患者的血压难以降低。

[0003] 图1显示了肾动脉的典型解剖结构。肾动脉主干2的入口处连接主动脉1，血流从主动脉1依次经由肾动脉2、分支血管31、及由分支血管31所分出来的下一级分支血管311、312(以下简称二级分支血管311、312)流向肾脏。一般地，二级分支血管311及312的内径小于分支血管31。图2显示了肾交感神经沿着肾动脉血管壁的分布。分布在肾动脉血管壁内的肾交感神经纤维4(下文简称神经纤维4)与肾功能密切相关。从血管侧面看，神经纤维4沿着血管从主动脉1经过肾动脉主干2和肾动脉分支血管31(下文简称分支血管31)延伸到肾8。神经纤维4主要分布在所经过的血管壁的外膜中。

[0004] 经导管肾动脉交感神经消融术是针对肾动脉交感神经的消融，其典型的作用方式是经导管将电极输送到患者身体的肾动脉血管内，并通过这些电极对肾动脉血管施放能量，以达到消融肾动脉血管壁内的肾交感神经而降低患者血压的目的。

[0005] 现有技术中揭示了一种神经消融系统(如图3所示)。该系统包含能量发生器6与消融导管5。能量发生器6用于发出能量，比如射频能量。消融导管5包括细长管状体57、设于管状体57远端(即远离操作者的一端)的球囊76、及设于球囊76上的电极72。管状体57的近端(即远离操作者的一端)通过导线与能量发生器6相连，可将能量发生器6发出的能量传递至电极72。球囊76为相对规则的、近似圆柱状的柱状结构。电极72能够被送入血管中，并从血管内向血管壁递送能量，使神经纤维4的活性降低。

[0006] 然而，当目标血管中存在形状不规则的位置时，例如肾动脉血管入口处或者肾动脉狭窄处，电极难以完全贴合血管壁，或者目标血管内径较小导致球囊不能在血管内充分展开时，电极会因球囊的阻隔而难以贴合血管壁，这都会导致消融效果差,消融效率较低。

发明内容

[0007] 基于此，有必要提供一种消融导管，其电极具有良好的贴壁性能,消融效果较好，消融效率较高。

[0008] 本发明提供一种消融导管,包括径向不可压缩的支撑体及设于所述支撑体表面的至少一个电极。所述支撑体包括远端横截面及第一横截面。所述至少一个电极中距所述支撑体远端最近的电极的远端所对应的支撑体的横截面为所述第一横截面。所述支撑体的远端横截面与第一横截面之间的任一横截面的径向最大长度小于或者等于所述第一横截面的径向最大长度。

[0009] 在其中一个实施例中，所述支撑体的侧面设有沟槽，所述沟槽沿所述支撑体的轴向延伸。

[0010] 在其中一个实施例中，所述沟槽沿所述支撑体侧面的周向的宽度从远端至近端逐渐增大，所述电极架设于所述沟槽上。

[0011] 在其中一个实施例中，所述沟槽沿所述支撑体侧面的周向的宽度从远端至近端相等，所述电极为线形电极，所述线形电极设于所述支撑体的侧面上，且所述线形电极平行于所述支撑体的轴向。

[0012] 在其中一个实施例中，所述支撑体还具有位于所述第一横截面与其近端横截面之间的第二横截面，所述至少一个电极中距所述支撑体近端最近的电极的近端所对应的支撑体的横截面为所述第二横截面，所述第二横截面的径向最大长度小于或者等于所述第三横截截面的径向最大长度。

[0013] 在其中一个实施例中，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于1.1毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米。

[0014] 在其中一个实施例中，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于0.9毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2毫米且小于或者等于2.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于3毫米且小于或者等于6毫米。

[0015] 在其中一个实施例中，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于2.5毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于5毫米且小于或者等于8毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于12毫米。

[0016] 在其中一个实施例中，所述支撑体的第一横截面的径向最大长度小于或者等于1毫米，所述第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，所述第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米。

[0017] 在其中一个实施例中，所述支撑体包括多个支撑子单元及至少一个柔性连接部件，所述多个支撑子单元中相邻的两个支撑子单元通过所述柔性连接部件相连,所述电极为环状电极,所述环状电极套设于所述支撑子单元的周面上。

[0018] 与现有技术中的消融导管相比，本方案的消融导管的电极的支撑体径向不可压缩，且所述支撑体的远端横截面与第一横截面之间的任一横截面的径向最大长度小于或者等于所述第一横截面的径向最大长度，故，设于支撑体表面上的电极不会被进入血管中的支撑体的部分所阻碍而难以与血管壁贴合，直接使得电极可以获得良好的贴壁性能，达到较好的消融效果,提高了消融效率。附图说明

[0019] 图1为肾动脉的典型解剖结构示意图；

[0020] 图2为肾交感神经沿着肾动脉血管壁的分布示意图；

[0021] 图3为现有的神经消融系统的结构示意图；

[0022] 图4是本发明第一实施例提供的神经消融系统的结构示意图；

[0023] 图5是图4中的神经消融系统的消融导管的结构示意图；

[0024] 图6是图5中的消融导管进入肾动脉分支血管后的示意图；

[0025] 图7是本发明第二实施例提供的消融组件的结构示意图；

[0026] 图8是本发明第三实施例提供的消融组件的结构示意图；

[0027] 图9是本发明第四实施例提供的消融导管的结构示意图；

[0028] 图10是本发明第五实施例提供的消融导管的结构示意图；

[0029] 图11是图10中的消融导管与血管壁贴合后的示意图；

[0030] 图12是本发明第六实施例提供的消融导管的结构示意图；

[0031] 图13是本发明第七实施例提供的消融导管的结构示意图；

[0032] 图14是图13中的消融导管的支撑体的侧面示意图。

具体实施方式

[0033] 为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似改进，因此本发明不受下面公开的具体实施的限制。

[0034] 需要说明的是，在介入领域，通常将相对操作者近的一端称为近端，相对操作者远的一端称为远端。还需要说明的是，本申请中，横截面的径向最大长度是指横截面上距离最远的两个点之间的距离。

[0035] 除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

[0036] 请参阅图4，本发明第一实施例提供的神经消融系统100包括能量发生器10和消融导管20，其用于对目标血管进行消融。能量发生器10是本领域技术人员的常用器械，本发明不再对能量发生器10的结构及原理进行赘述。

[0037] 消融导管20包括中空的细长的管状主体21及设于管状主体21远端的消融组件23。管状主体21的近端通过导线(图未示)与能量发生器10相连，以将能量发生器10发出的能量传送给消融组件23。消融组件23包括支撑体231及设于支撑体231上的至少一个电极233。

[0038] 支撑体231具有轴向和径向。支撑体231的轴向与管状主体21的轴向一致，其径向为与轴向垂直的方向。定义沿着径向的截面即垂直于轴向的截面为横截面，绕轴向旋转的方向定义为周向。

[0039] 请一并参阅图5，支撑体231径向不可压缩，其具有远端横截面234、近端横截面235、第一横截面236和第二横截面237。第一横截面236及第二横截面237位于远端横截面
234及近端横截面235之间，且第一横截面236较第二横截面237靠近远端横截面234。所有电极233的远端可以位于同一横截面内，也可以位于不同的横截面内。当所有电极233的远端位于同一横截面内时，定义该横截面为第一横截面236。当所有电极233的远端未位于同一横截面内时，定义所有电极233中距离所述支撑体231的远端最近的那个电极的远端所对应的支撑体231的横截面为第一横截面236。同理，所有电极233的近端可以位于同一横截面内，也可以位于不同的横截面内。当所有电极233的近端位于同一横截面内时，定义该横截面为第二横截面237。当所有电极233的近端未位于同一横截面内时，所有电极233中距离所述支撑体231的近端最近的那个电极的近端所对应的支撑体231的横截面为第二横截面
237。即，所有电极233位于第一横截面236和第二横截面237之间，支撑体231的位于第一横截面236和第二横截面237之间的表面定义为电极区，电极区的远端横截面为第一横截面
236，电极区近端横截面为第二横截面237。远端横截面234与第一横截面236之间的任一横截面的径向最大长度小于或者等于第一横截面236的径向最大长度。因血管具有一定的弹性，故，第一横截面236处消融组件23的外径小于或者等于所述目标血管的血流入口处的内径时，消融组件23的电极233可以进入目标血管。也就是说，电极在实际使用中，需根据目标血管的血流入口处的内径，选择第一横截面236处消融组件23的外径小于或等于该内径的消融组件23。

[0040] 当远端横截面的径向最大长度小于或者等于第一横截面的径向最大长度、第一横截面的径向最大长度小于第二横截面的径向最大长度，且第二横截面的径向最大长度小于或者等于近端横截面的径向最大长度时，支撑体231的远端横截面可以快速地穿过血管内形状不规则的位置，而近端横截面因其较大，难以穿过血管内形状不规则的位置而塞住此位置，从而使得支撑体231可以有效地定位于血管内形状不规则的位置，缩短手术时间，提高消融的效率。本实施例中，支撑体231包括截头圆锥(即圆台)；远端横截面234、近端横截面235、第一横截面236和第二横截面237均呈圆形；远端横截面的径向最大长度、近端横截面的径向最大长度、第一横截面的径向最大长度及第二横截面的径向最大长度均为相应的圆形的直径。

[0041] 优选地，采用配置一：第一横截面的径向最大长度小于或等于1.1毫米，第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，第一横截面236与第二横截面237之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米，可将消融组件23定位于图1所示的大部分患者的分支血管31的入口位置。具体地，本实施例中，远端横截面的径向最大长度为1毫米，近端横截面的径向最大长度为3毫米，第一横截面的径向最大长度为1.1毫米，第二横截面的径向最大长度为2.8毫米，第一横截面236与第二横截面237之间的距离为4.2毫米。

[0042] 电极233设置于支撑体231的侧面上，且位于第一横截面236与第二横截面237之间。本实施例中，电极233的个数为四个，且每个电极233均为线状电极；支撑体231上的四个电极233以支撑体231的轴向为对称轴呈中心对称分布，也就是说，支撑体231上的每个电极233从远端至近端的延伸方向均与支撑体231的从远端至近端的轴向之间呈锐角，如此，多个电极233在进入目标血管之后，可以与目标血管壁之间有更大的接触面积，提高了消融效率。

[0043] 请参阅图6，消融导管20的消融组件23可以通过患者股动脉上的穿刺点进入血管内，并沿着事先布置好的输送鞘管9被推送到主动脉1中。消融组件23可以在肾动脉主干2中运动。操作者可以选定内径约为2.5毫米的分支血管31作为目标血管。远端横截面234能进入到分支血管31中，而近端横截面237则无法进入。当沿着消融导管20的轴向给导管主体21施加一个适当的推送力的情况下，消融组件23将定位在目标血管血流入口处,并且电极233的至少一部分与目标血管壁接触，其过程就像用一个具有锥度的瓶塞去塞住瓶口。在此基础上，由于电极233位于第一横截面和第二横截面之间，能量发生器10发出的能量能可通过电极233递送给目标组织，对目标组织起到消融作用。消融组件23沿着圆周方向布置有多个电极233，如此设置使得当消融组件23定位在目标血管入口位置时，在圆周方向上有多个电极233可同时与血管壁接触，可以同时对血管壁的圆周方向上的多个位置进行消融。

[0044] 可以理解的是，在其他的一些实施例中，在其他条件不变的情况下，仅仅第一横截面236与远端横截面234的位置重合，即第一横截面的径向最大长度等于远端横截面的径向最大长度时，也可以实现本发明的支撑体231可有效地定位于目标血管入口的目的。还可以理解的是，在其他的一些实施例中，在其他条件不变的情况下，第二横截面237与近端横截面235的位置重合，即第二横截面的径向最大长度与近端横截面的径向最大长度相等时，也可以实现本发明的支撑体231可有效地定位于目标血管入口的目的。

[0045] 可以理解的是，其他实施例中，支撑体231的远端也可以呈半球形，此时，远端横截面234为与该半球形最远端相切的平面上的一个切点，也就是说，远端横截面的径向最大长度趋近于零，也可以实现本发明的支撑体231可有效地定位于目标血管入口的目的。

[0046] 请参阅图7，本发明第二实施例提供的消融组件23a与消融组件23大体上相同,不同之处在于消融组件23a包括径向不可压缩的支撑体231a及设于支撑体231a上的六个线状电极233a。支撑体231a的轴向及径向的定义与支撑体231的轴向及径向的定义分别相同，在此不再赘述。

[0047] 支撑体231a径向不可压缩，其包括截头六棱锥，也就是说，支撑体231a包括截头锥形结构，且该截头锥形结构的横截面为六边形。具体地，支撑体231具有呈六边形的远端横截面234a、呈六边形的近端横截面235a、呈六边形的第一横截面236a和呈六边形的第二横截面237a。远端横截面234a为支撑体231a的远端横截面。近端横截面235a为支撑体231a的近端横截面。第一横截面236a及第二横截面237a位于远端横截面234a及近端横截面235a之间，且第一横截面236a较第二横截面237a靠近远端横截面234a。至少一个电极233a中距离支撑体231a远端最近的电极233a的远端所处的支撑体231a的横截面即为第一横截面236a。至少一个电极233a中距离支撑体231a的近端最近的电极233a的近端所处的支撑体231a的横截面即为第二横截面237a。远端横截面234a与第一横截面236a之间的任一横面面的径向最大长度小于或者等于第一横截面236a的径向最大长度，且第一横截面236a处消融组件
23a的外径小于或者等于所述目标血管血流入口处的内径。当远端横截面的径向最大长度小于或者等于第一横截面的径向最大长度、第一横截面的径向最大长度小于第二横截面的径向最大长度及第二横截面的径向最大长度小于或者等于近端横截面的径向最大长度时，支撑体231a的远端横截面处较小，近端横截面处较大，支撑体231a可以有效地定位于目标血管入口，提高神经调制的效率，缩短手术时间。

[0048] 优选地，采用配置二：第一横截面的径向最大长度小于或者等于0.9毫米，第二横截面的径向最大长度大于或者等于2毫米且小于或者2.5毫米之间，第一横截面236a与第二横截面237a之间的距离大于或者等于3毫米且小于或者等于6毫米，可将消融组件23a定位于图1所示的大部分患者的二级分支血管311的血流入口位置。具体地，本实施例中，第一横截面的径向最大长度为0.8毫米，第二横截面的径向最大长度为2.3毫米，第一横截面236a与第二横截面237a之间的距离为4毫米。

[0049] 六个线状电极233a均位于电极区，即第一横截面236a与第二横截面237a之间，且支撑体231a的一条棱上有一个线状电极233a。设于支撑体231a的棱上的电极233a能够对血管壁施加更大的压强，使血管壁局部有较大变形，从而使得电极233a可以陷入到血管壁中，陷入到血管壁中的电极233a可以对血管壁内分布得离血管内壁更远的神经进行调制。

[0050] 可以理解的是，其他实施例中，支撑体231a也可以包括截头五棱锥、截头四棱锥形或截头三棱锥等其他截头棱锥。还可以理解的是，支撑体231a的棱也可以为曲线结构。

[0051] 请参阅图8，本发明第三实施例提供的消融组件23b与消融组件23大体上相同，不同之处在于，消融组件23b的径向不可压缩的支撑体231b包括截头椭圆锥，也就是说，支撑体231b包括截头锥形结构，且该截头锥形结构的横截面为非轴对称形状的椭圆形。消融组件23b的多个电极233b分布在靠近椭圆形长轴两端的位置，以利于电极233b接触血管壁。此外，正是由于多个电极233b分布在靠近椭圆形长轴两端的位置，当具有椭圆横截面的支撑体231定位在目标血管血流入口处时，其横截面上靠近长轴两端的位置与血管壁接触，而截面上靠近短轴两端位置则未与血管壁接触，这样血液可以流经支撑体231与血管壁的间隙，而流经间隙的血流不断带走电极233b的热量，对电极233b可以起到降温作用，从而避免电极233b因温度过高而对临近组织产生过度损伤的发生。

[0052] 请参阅图9，本发明第四实施例提供的消融导管20c与消融导管20大体上相同，其包括中空的细长状的管状主体21c及设于管状主体21c远端的消融组件23c。

[0053] 管状主体21c与管状主体21大体上相同，在此不再赘述。

[0054] 消融组件23c包括径向不可压缩的支撑体231c及设于支撑体231上的多个电极233c。

[0055] 支撑体231c与支撑体231大体上相同，其具有远端横截面234c、近端横截面235c、第一横截面236c和第二横截面237c。远端横截面234c、近端横截面235c、第一横截面236c和第二横截面237c的定义与第一实施例中的远端横截面234、近端横截面235、第一横截面236和第二横截面237的定义相同，在此不再赘述。远端横截面234c的径向最大长度小于或者等于第一横截面236c的径向最大长度，第一横截面236c的径向最大长度小于第二横截面237c的径向最大长度，第二横截面237c的径向最大长度小于或者等于近端横截面235c的径向最大长度。远端横截面234c与第一横截面236c之间的任一横面面的径向最大长度小于或者等于第一横截面236c的径向最大长度，且第一横截面236c处消融组件23c的外径小于所述目标血管的血流入口处的内径。优选地，采用配置三：第一横截面的径向最大长度小于或者等于2.5毫米，第二横截面的径向最大长度大于或者等于5毫米且小于或者等于8毫米，第一横截面236c与第二横截面237c之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于12毫米，可将消融组件23d定位于图1所示的大部分患者的肾动脉主干2的血流入口位置。具体地，本实施例中，第一横截面的径向最大长度为2毫米，第二横截面的径向最大长度为6毫米，第一横截面236c与第二横截面237c之间的距离为8毫米。

[0056] 支撑体231c与支撑体231的不同之处在于，支撑体231c的侧面设有多个沿支撑体231c的轴向延伸的沟槽238c，且每个沟槽238c在支撑体231d侧面上的周向长度从支撑体
238c的远端至近端逐渐增大，如此，两个相邻的沟槽238c之间形成一个凸起239c；支撑体
231c为中空结构，其具有一个轴向贯穿支撑体231c的导丝腔232c，导丝腔232c与管状主体
21c的管腔相连通，以便于导丝的远端可以经管状主体21c的管腔进入支撑体231c的导丝腔
231c。导丝腔232c的直径大于0.4毫米且小于1.5毫米，以便于导丝可以更顺利地进入目标血管。本实施例中，导丝腔232c的直经为1毫米。可以理解的是，其他实施例中，支撑体231c的导丝腔231c也可以根据实际情况省略不要。

[0057] 多个电极233c位于电极区，即第一横截面236c及第二横截面237c之间，且多个电极233c不同于多个电极233。具体地，每个电极233c均呈弧形，且每个电极233c架设于一个沟槽238c上，也就是说，每个电极233c的两端分别设于相邻的两个凸起239c上。如此，当支撑体231c定位在目标血管血流入口处时，血流可以通过沟槽238c流向支撑体231c的远端。流经沟槽238c的血流不断带走电极233c的热量，对电极233c起到降温作用，避免电极233c因温度过高而对临近组织产生过度损伤。

[0058] 当医生进行手术操作的时候，可以先将导丝送入到目标血管内，建立起轨道，然后再沿着导丝所建立好的导丝轨道将消融导管20c上的消融组件23c输送到目标血管血流入口处。

[0059] 请参阅图10，本发明第五实施例提供的消融导管20d与消融导管20c大体上相同，其包括中空的细长状的管状主体21d及设于管状主体21d的远端的消融组件23d。管状主体21d与管状主体21d大体上相同，在此不再赘述。

[0060] 消融组件23d包括径向不可压缩的支撑体231d、设于支撑体231d上的电极23d1、电极23d2、电极23d3及电极23d4。

[0061] 支撑体231d与支撑体231c大体上相同，其具有远端横截面234d、近端横截面235d、第一横截面236d和第二横截面237d。远端横截面234d、近端横截面235d、第一横截面236d和第二横截面237d的定义与第一实施例中的远端横截面234、近端横截面235、第一横截面236和第二横截面237的定义相同，在此不再赘述。远端横截面234d的径向最大长度小于或者等于第一横截面236d的径向最大长度，第一横截面236d的径向最大长度小于第二横截面237d的径向最大长度，第二横截面237d的径向最大长度小于或者等于近端横截面235d的径向最大长度。支撑体231d的侧面设有多个沿支撑体231d的轴向延伸的沟槽238d。

[0062] 支撑体231d为中空结构，其具有一个轴向贯穿支撑体231d的导丝腔232d，导丝腔232d与管状主体21d的管腔相连通，以便于导丝的远端可以经管状主体21d的管腔进入支撑体231d的导丝腔232d。导丝腔232d的直径大于0.4毫米且小于1.5毫米，以便于导丝可以更顺利地进入目标血管。本实施例中，导丝腔232d的直经为0.8毫米。可以理解的是，其他实施例中，支撑体231d的导丝腔231d也可以根据实际情况省略不要。

[0063] 支撑体231d与支撑体231c的不同之处在于，每个沟槽238d在支撑体231d侧面上的周向长度从支撑体238d的远端至近端相等，如此，两个相邻的沟槽238d之间形成一个片状凸起239d。

[0064] 电极23d1、电极23d2、电极23d3及电极23d4中的每个电极均位于第一横截面236d及第二横截面237d之间。电极23d1、电极23d2、电极23d3及电极23d4中的每个电极均呈线性。电极23d1、电极23d2、电极23d3及电极23d4中的每个电极均设于一个片状凸起239d的远离支撑体231d的轴线的侧面上，且每个电极的长度方向均平行于支撑体231d的轴线方向。如此，当支撑体231d定位在目标血管血流入口处时，血流可以通过沟槽238d流向支撑体
231d的远端。流经沟槽238d的血流不断带走沟槽238d周围的电极的热量，对沟槽238d周围的电极起到降温作用，避免沟槽238d周围的电极因温度过高而对临近组织产生过度损伤。

[0065] 此外，本实施例中，电极23d1、电极23d2、电极23d3及电极23d4中的每个电极的长度方向均平行于支撑体231d的轴线方向。当支撑体231d在分支血管31的入口位置与血管壁接触时，在接触的位置，分支血管31的横截面和消融组件23d的横截面如图11所示。图中，剖面线较疏的部分表示分支血管31的横截面，剖面线较密的部分表示消融组件23d的横截面，神经纤维4分布在血管壁内。整个横截面上的血管壁可以看成包含血管壁组织314、血管壁组织315、血管壁组织316及血管壁组织317的结构，且血管壁组织314、血管壁组织315、血管壁组织316及血管壁组织317中的每一个血管壁组织均置于两个相邻的电极之间。此种情况下，从能量发生器(图未示)发出的能量可以在相邻的两个电极之间建立起一个双极(bipolar)电场。位于相邻两个电极之间的血管壁组织受到双极电场的作用，温度将升高，当温度升高到一定程度后，组织内的细胞，包含神经纤维4的细胞会受到损伤，从而使肾交感神经的活性降低。双极电场的技术方案相比与单极(monopolar)电场的技术方案的优点在于：一方面，受到调制的血管壁组织介于相邻两个电极之间，调制范围更加明确；另一方面，单极电场的技术方案中，受到调制的血管壁组织是与电极接触的局部组织，为了达到足够的调制范围，电极尺寸往往被制作得比较大，而双极电场的技术方案中，受到调制的血管壁组织分布于相邻的两个电极之间，因此电极的尺寸可以设计得更小，电极本身的发热量也较小，减少了与电极直接接触的血管内膜的损伤。另外，在实际操作中，可以根据实际需要在某个时间段，血管壁组织314周向两端的两个电极23d1及电极53d4及之间建立第一个双极电场，血管壁组织316周向两端的两个电极53d2及电极53d3之间建立第二个双极电场，且电极23d1及电极23d2之间的电势差为零，电极23d3及电极23d4之间的电势差为零，如此，只有处在两个双极电场中的血管壁组织314和血管壁组织316受到调制，而血管壁组织315及血管壁组织317不受到调制；还可以根据实际需要在另一个时间段中，血管壁组织315周向两端的两个电极23d1与电极23d2之间建立第三个双极电场，血管壁组织317周向两端的两个电极23d3与电极23d4之间建立一个第四个双极电场，且电极23d1及电极23d4之间的电势差为零，电极23d2及电极23d3之间的电势差为零，则只有处在第三和第四双极电场中的血管壁组织315及血管壁组织317受到调制，而血管壁组织314和血管壁组织314不受到调制。还可以理解的是，片状凸起239c的个数也可以为五个、七个或者更多个，相应的电极的个数也可以为五个、七个或者更多个，根据实际需要，多个电极之间可以形成不同的组合关系，形成不同位置的双极电场，从而可以对目标血管的整个圆周方向的血管壁组织进行调制或者对目标血管的整个圆周方向上一定比例的血管壁组织进行调制。

[0066] 请参阅图12，本发明第六实施例提供消融导管20e包括导管主体21e及消融组件23e。消融组件23e包括径向不可压缩的支撑体231。支撑体231包括相连的圆台形的第一支撑子单元231e、圆台形的第二支撑子单元232e、及圆台形的第三支撑子单元233e。第一支撑子单元231e、第二支撑子单元232e及第三支撑子单元233e中的每一个支撑子单元的近端端面的径向最大长度均小于同一支撑子单元的远端端面的径向最大长度。第二支撑子单元
232e位于第一支撑子单元231e及第三支撑子单元233e之间，且第一支撑子单元231e较第三支撑子单元233e靠近消融组件23e的远端。第一支撑子单元231e与第二支撑子单元232e之间通过柔性连接部件234e相连；第二支撑子单元232e与第三支撑子单元233e之间也通过柔性连接部件234e相连。如此，包括多个支撑子单元的消融组件23a具有轴向可弯曲的特点，有利于通过一些扭曲的血管位置。柔性连接部件234e为柔性实心管或者中空管。优选地，本实施例中，柔性连接部件234e为带有编织网的嵌段聚醚酰胺实心管。

[0067] 可以理解的是，其他实施例中，柔性连接部件234e也可以为带有编织网的嵌段聚醚酰胺中空管。还可以理解的是，其他实施例中，消融组件23e中支撑体的个数也可以为两个、四个或者更多个。还可以理解的是，其他实施例中，消融组件23e中的支撑体可以为中空结构，也可以为实心结构。还可以理解的是，其他实施例中，第一支撑子单元231e的形状、第二支撑子单元232e的形状及第三支撑子单元233e的形状可以相同，也可以不同，例如，当多个支撑子单元的形状相同时，第一支撑子单元231e的形状、第二支撑子单元232e的形状及第三支撑子单元233e的形状还可以均为截头棱柱、截头圆锥、截头椭圆锥、截头方锥、截头五棱锥或截头六棱锥等形状；还例如，当多个支撑子单元的形状不同时，第一支撑子单元231e、第二支撑子单元232e及第三支撑子单元233e中有一个支撑单元的形状为圆台，其余两个支撑单元的形状为截头棱柱、截头圆锥、截头椭圆锥、截头方锥、截头五棱锥或截头六棱锥等形状，可以根据实际需要来设定。

[0068] 第一支撑子单元231e的周面上还有一个封闭的环形电极235e；第二支撑子单元232e的周面上还设有一个封闭的环形电极236e；第三支撑子单元233e的周面上还设有一个具有开口的环形电极237e。

[0069] 需要说明的是，本实施例中，第一支撑子单元231e的远端横截面即为支撑体231的远端横截面；第三支撑单元233e的近端横截面即为支撑体231的近端横截面；电极235e远端所处的第一支撑单元231e的横截面即为支撑体231的第一横截面；电极237e近端所处的第三支撑子单元233e的横截面即为支撑体231的第二横截面。优选地，采用配置四：第一横截面的径向最大长度小于或者等于1毫米，第二横截面的径向最大长度大于或者等于2.5毫米且小于或者等于3.5毫米，第一横截面与第二横截面之间的距离大于或者等于4毫米且小于或者等于7毫米，能够将消融组件23e定位于内径大于1毫米而小于3毫米的血管的入口位置。本实施例中，第一横截面的径向最大长度为0.9毫米，第二横截面的径向最大长度为2.8毫米，第一横截面与第二横截面之间的距离为5毫米。

[0070] 可以理解的是，可以根据实际需要，本实施例中的环形电极也可以被线形电极、弧形电极等其他形状的电极所代替，此种情况下，第一支撑单元231e的距其上的电极的远端最近的横截面即为支撑体231的第一横截面，第三支撑子单元233e的距其上的电极的近端最近的横截面即为支撑体231的第二横截面。

[0071] 优选地，本实施例中，在第三支撑子单元233e的周面上靠近环形电极237e开口的位置上设有温度敏感元件238e，可以检测环形电极237e所在位置的温度。可以理解的是，其他实施例中，环形电极235e或者环形电极236e也可以为具有开口的环形电极。还可以理解的是，其他实施例中，第二支撑子单元232e和/或第一支撑子单元231e上也可以设置温度敏感元件238e，以检测相应的电极所在位置的温度。

[0072] 消融组件23e还包括一个连接于第一支撑子单元231e的远端的导向段239e，以更好地引导消融组件23e进入目标血管。优选地，本实施例中，导向段239e大致呈J形，其与第一支撑子单元231e一体成型。

[0073] 当操作者沿着消融组件23e的轴向施加推送力时，导向段239e可以进入到目标血管中。可以理解的是，若目标血管血流入口处的内径略小于第一支撑子单元231e上电极235e远端处消融组件23e的外径，那么操作者施加适当的推送力后，目标血管可被轻微扩张，电极235e可以与血管壁接触；若目标血管血流入口处的内径大于电极235e所处的消融组件23e之处的最大外径，而小于电极236e远端处消融组件23e的外时，则操作者施加适当的推送力后，第一支撑子单元231e进入到目标血管内，而第二支撑子单元232e可以令目标血管适当扩张，电极236e能与血管壁接触；如果目标血管的血流入口处的内径大于电极
236e所处的消融组件23e之处的最大外径，小于电极237e近端处消融组件23e的外径，则操作者施加适当推送力，电极235e和电极236e都进入都血管内，而电极237e可与目标血管壁接触；如果目标血管壁的血流入口处的内径大于第三支撑子单元233e近端的直径时，消融组件23e可以完全进入该血管内，操作者可以继续施加推送力，使消融组件23e向该血管的分支血管运动，在分支血管中寻找内径适当的血管作为目标血管。

[0074] 请参阅图13及图14，本发明第七实施例提供的消融导管20f，其与消融导管20e大体上相同，其包括导管主体21f及消融组件23f。消融组件23f包括径向不可压缩的支撑体231及设于支撑体231上的三个电极(即环形电极237f、环形电极238f及环形电极239f)。支撑体231包括第一支撑子单元231f、第二支撑子单元232f、及第三支撑子单元233f[0075] 第一支撑子单元231f、第二支撑子单元232f及第三支撑子单元233f中的每一个支撑子单元的近端端面的径向最大长度均小于同一支撑子单元的远端端面的径向最大长度。
第二支撑子单元232f位于第一支撑子单元231f及第三支撑子单元233f之间，且第一支撑子单元231f较第三支撑子单元233f靠近消融组件23f的远端。第一支撑子单元231f与第二支撑子单元232f之间通过柔性连接部件234f相连；第二支撑子单元232f与第三支撑子单元
233f之间也通过柔性连接部件234f相连。如此，包括多个支撑体的消融组件23f具有轴向可弯曲的特点，有利于通过一些扭曲的血管位置。柔性连接部件234f为柔性实心管或者中空管。优选地，本实施例中，柔性连接部件234f为带有编织网的嵌段聚醚酰胺中空管。可以理解的是，其他实施例中，柔性连接部件234f也可以为带有编织网的嵌段聚醚酰胺实心管。还可以理解的是，其他实施例中，消融组件23f中支撑体的个数也可以为两个、四个或者个更多个。需要说明的是，消融组件23f的支撑体231的远端横截面、近端横截面、第一横截面、第二横截面的定义与消融组件23e的支撑体231的远端横截面、近端横截面、第一横截面、第二横截面的定义相同，此处不再赘述。

[0076] 消融组件23f与消融组件23e的不同之处在于：第一支撑子单元231f的近端部分端面向第一支撑子单元231f的远端凹陷形成一个第一凹槽235f，且第二支撑子单元232f的远端收容于第一凹槽235f中；第二支撑子单元232f的近端部分端面向第二支撑子单元232f的远端凹陷形成一个第二凹槽236f，且第三支撑子单元233f的远端收容于第二凹槽236f中。如此的嵌套结构的优点在于不仅提高了消融组件23f的柔顺性，还不必增加消融组件23f的长度，直接使得具有消融组件23f的消融导管的结构更紧凑。

[0077] 可以理解的是，上述各个实施例的消融组件中的支撑体的第一横截面的径向最大长度、第二横截面的径向最大长度以及第一横截面与第二横截面之间的距离可以实际需要来设定，即，上述各个实施例的消融组件中的支撑体的第一横截面的径向最大长度、第二横截面的径向最大长度以及第一横截面与第二横截面之间的距离可以根据实际需要按照配置一、配置二、配置三或者配置四来设置。

[0078] 需要说明的是，可以根据实际需要，构成电极的材料可以是采用是密度较大的金属，比如铂金、黄金、钽或其他X射线难以透过的金属或合金。如此，医生可以通过X射线设备比如DSA设备(数字减影血管造影技术设备)看到电极的影像，便于手术操作。还需要说明的是，可以根据实际需要，消融组件的支撑体也可以包含X射线难以透过的材料，优先地，消融组件的支撑体可以由含一定比例的硫酸钡的嵌段聚醚酰胺树脂(商标名Pebax)制成，以便于手术操作。还需要说明的是，一些实施例中，电极和支撑体还可以是由同一种材料制成的整体式结构，这样的整体式结构不仅具备了支撑体支撑电极的的特征，又具备了作为电极的功能，例如，支撑体本身采用铂铱合金制成，并通过布置于导管主体内的导线与能量发生器相连接，这样一来支撑体就同时具备了电极的功能。还需要说明的是，为了通过一些弯曲路径，一些实施例中，可将支撑体设置成具有一定的轴向柔性的结构，例如选用邵氏硬度为30A到70A之间的硅胶材料制作的支撑体就具有一定的轴向柔性。还需要说明的是，在一些实施例中，若消融组件不具有明显的柔性，则需要限制其轴向长度，以便于通过一些弯曲路径，例如可使得不具有明显的柔性的消融组件的轴向长度小于7毫米，优先地，小于5.5毫米。

[0079] 需要说明的是，第一至第五实施例中的消融组件的远端均可以根据实际需要来设置一个导向段，且如果导向段长度过长，则会在目标血管的分支血管中受到阻碍而弯曲，进而产生阻碍消融组件紧贴目标血管的力，降低了消融效率；如果导向段的长度过短，则导向的效果较差，故，为了使操作者能更顺利地将消融组件定位到目标血管血流入口处，导向段的长度范围为30毫米至75毫米，优选地，导向段239e的长度范围为40毫米至65毫米之间，比如55mm。

[0080] 可以理解的是，第一至第三实施例及第六至第七实施例中的支撑体也可以如第四实施例的支撑体一样具有导丝腔。还可以理解的是，第四及第五实施例中的支撑体也可以如第一实施例中的支撑体一样不具有导丝腔。

[0081] 还可以理解的是，上述实施例中的消融导管还可以具有用于灌注液体(例如生理盐水或者造影剂)的灌注腔；灌注腔的入口可以设置在消融导管的近端；灌注腔的出口可以有一个，也可以有多个，可以根据实际需要来设定。当灌注液体是生理盐水时，灌注液体可以辅助带走电极所产生的多余热量，冷却电极，此时，灌注腔的出口可以设置在支撑体的靠近电极的侧面上，以更好地冷却电极。当灌注液为造影剂时，灌注腔的出口也可以设置在消融导管上靠近消融组件的位置，优选地，灌注腔的出口可以设置在消融导管上距离消融组件的近端513毫米至10毫米的位置，以便于使用较少的造影剂来显示消融组件在血管中所处的位置。

[0082] 可以理解的是，上述实施例中的消融导管的表面可以设置亲水涂层，以减少消融导管与血管壁之间的摩擦力。为了使亲水涂层起到较好地效果，亲水涂层至少设于消融导管的导管主体上靠近消融组件的一段。优选地，亲水涂层的近端至消融组件近端在沿导管主体的轴向长度大于或者等于15毫米。

[0083] 以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

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对消融导管的独立被动冷却设计	2020-05-12	873
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用于检测消融期间组织接触的系统	2020-05-13	436
消融导管	2020-05-15	40
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