CN106456986A - 用于治疗性热处理的装置和方法 - Google Patents

Abstract

方法和装置(例如用于神经调节)可包括：至少一个热敏电阻器、和具有球囊壁的球囊。在一个或多个实施方式中，该医疗装置构造且布置成将热传递至医疗装置周围环境。在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器是被设置在球囊壁上的热敏电阻器阵列的一部分，热敏电阻器阵列包括多个热敏电阻器并可操作地与电流源接合。在一个或多个实施方式中，该装置包括被安装在可扩张球囊的外表上的至少一个柔性电路，其包括括至少一个温度感测装置，该温度感测装置包括至少一个热敏电阻器，其中至少一部分的导电层电性连接到热敏电阻器，条件是没有电极与导电层相联。

Description

用于治疗性热处理的装置和方法

相关申请的交叉引用

以下共同受让专利申请各自的全部内容以参考的方式并入本文：

于2104年4月17日提交的名称为《用于治疗性热处理的装置和方法》的美国专利申请序列号61/980,995(Sutermeister等人)；

于2014年4月17日提交的名称为《用于治疗性热处理的医疗装置》的美国专利申请序列号61/980,952(Sutermeister等人)；

于2014年4月17日提交的名称为《用于治疗性热传输的组合物》的美国专利申请序列号61/981,003(Sutermeister等人)；和

于2104年4月17日提交的名称为《用于治疗性热处理的装置和方法》的美国专利申请序列号61/980,936(Sutermeister等人)。

技术领域

本发明是关于用于热传输(例如，采用热的治疗性治疗)的医疗装置、***和方法。在一个或多个实施方式中，本发明是关于用于医疗应用的热处理(例如，神经调节或消融等)。

背景技术

某些治疗过程包括对一种或多种所选择神经机能的暂时性或永久性调节(例如，中断、修改、刺激、消融、去神经等)。在许多例子中的一个例子是肾神经消融，该过程有时被用于治疗与例如高血压和充血性心力衰竭有关的疾病。在某些情况下，其它病症例如COPD(慢性阻塞性肺疾病，如慢性支气管炎)可以通过神经调节进行治疗。

就肾神经消融而言，球囊导管可用于对靶神经进行消融。例如，球囊具有附接到球囊外表面的内藏电子电路(例如，柔性电路等)，其中一对或多对电极连接到内部或外部电源以便将RF(即，无线射率)能量输送至靶神经。在某些情况下，球囊具有内藏的温度传感器(例如，热电偶、热敏电阻器等)，这些传感器是用于监测温度且用于反馈控制以便在没有不适当的过热和随之发生的对周围组织的不适当损伤的情况下充分地加热靶神经。在许多情况下，多个加热元件和温度传感器已使电子电路变得复杂并且也已增大***的总体外形。然而，减小医疗装置(例如，球囊导管等)的外形和降低电路复杂性是持续的需求。

因此，需要开发出用于输送热(例如，治疗性热治疗等)以便进行神经调节的，具有采用较不复杂的电子电路和/或具有减小的外形的温度控件的可靠装置和方法。

发明内容

在一个或多个实施方式中，用于神经调节的医疗装置包括一个可扩张医疗装置(例如球囊导管)、和至少一个热敏电阻器阵列。

在一个或多个实施方式中，用于神经调节的医疗装置包括具有近端区和远端区的细长轴。可扩张装置可位于与细长轴的远端区相邻的位置。可将至少一个热敏电阻器阵列设置在可扩张装置的外表面上，该至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器并且可操作地与电流源接合，所述至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻。

在一个或多个实施方式中，球囊导管包括球囊，该球囊构造且布置成被设置在限定血管腔的血管的内部。该球囊包括球囊壁。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器阵列被设置在球囊壁上，其包括至少两个热敏电阻器，并且可操作地与电流源接合。至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻。在一个或多个实施方式中，所述医疗装置构造且布置成将热传递至医疗装置周围环境，其中至少50％的从医疗装置被传递至医疗装置周围环境的热是通过电阻加热而产生(即，焦耳加热)。

在一个或多个实施方式中，公开了一种神经调节的方法。该方法包括：接受包括至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)的医疗装置；将至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)设置在接近要被调节的神经的位置；和将热从医疗装置传递至神经以便对该神经进行调节，其中至少50％的从医疗装置中传递出的热是通过电阻加热而产生。在一个或多个实施方式中，所述医疗装置包括一个球囊导管和至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)。球囊导管包括球囊，该球囊构造且布置成被设置在限定血管腔的血管的内部。该球囊包括球囊壁，并且至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)被设置在球囊壁上。在包括至少一个热敏电阻器阵列的一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器并且可操作地与电流源接合。至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻。

在一个或多个实施方式中，公开了一种装置(例如，用于神经调节)。该装置可包括可扩张球囊，该可扩张球囊包括外表面并且限定从可扩张球囊的近端延伸至远端的球囊纵向轴线。该装置还可包括被安装在可扩张球囊的外表面上的至少一个柔性电路。在一个或多个实施方式中，至少一个柔性电路包括：第一绝缘层、在导电层上方的第二绝缘层和在第一绝缘层与第二绝缘层之间的导电层、包括至少一个热敏电阻器的至少一个温度感测装置；其中至少一部分的导电层电性连接到热敏电阻器，条件是没有电极与导电层相联。

在一个或多个实施方式中，公开了一种医疗装置，该医疗装置包括球囊和设置在该球囊上的热敏电阻器。在一些实施方式中，热敏电阻器构造且布置成当向其输送电流时使温度升高(例如，通过电阻加热)至治疗温度(例如，至少30℃)，并且热敏电阻器的温度可通过确定热敏电阻器的电阻(例如，使用欧姆计)而确定。

以上对一个或多个实施方式的概述并非意图描述每个公开的实施方式或者本发明主题的每个实施例。下面的附图和详细说明更具体地描述了本发明的一个或多个实施方式。

附图说明

在下文中具体地参照附图而提供详细说明。

图1A示出了根据本发明一个或多个实施方式的用于重建组织的***的简化示意图；

图1B是现有技术的导管的可扩张装置的透视图；

图1C是处于展开构型中的图1B的可扩张装置的俯视图；

图1D是包括电极组件的图1C的一个柔性电路的俯视图；

图2A是根据本发明一个或多个实施方式的包括热敏电阻器组件的柔性电路的俯视图；

图2B是图2A的热敏电阻器组件的分解视图；

图2C是根据本发明一个或多个实施方式的图2A的局部剖视图B-B；

图2D是根据本发明一个或多个实施方式的图2A的替代局部剖视图B-B；

图2E是导管的可扩张装置的透视图；

图2F是处于展开构型中的图2E的可扩张装置俯视图；

图3是另一个说明性可扩张装置的远端部的侧视图；

图4是图3的说明性可扩张装置的另一个侧视图；

图5是另一个说明性可扩张装置的远端部的侧视图；

图6是图5的说明性可扩张装置的另一个侧视图；

图7是另一个说明性导管的局部剖面侧视图；

图8是图7的导管的侧视图；

图9是另一个说明性导管的侧视图。

本发明适合于各种修改和替代形式，其细节通过举例示于附图中并且详细地描述。然而，应当理解，意图并非将本发明局限于所描述的具体实施方式。相反，意图是涵盖落在本发明范围内的所有修改、等同物和替代物。

具体实施方式

提供了用于以下所定义术语的定义。意图是这些定义应被采用，除非上下文中明确指出。

无论是否明确地指出，本文中的所有数值假设被术语“大约”所修饰。术语“大约”通常是指本领域技术人员将会认为等同于所列举值(即，具有相同或大致相同的功能和结果)的数值范围。在许多情况下，术语“大约”可包括被四舍五入为最近的有效数字的数字。

利用端点对数值范围的叙述或揭示包括在该范围内的所有数字(例如，1至5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4和5)。

本文中使用的单数形式“一个”、“一种”和“该”包括复数所指对象，除非上下文中明确地指出。本文中使用的术语“或者”通常是以包括“和/或”的其含义而使用，除非上下文中明确地指出。

本文中对“一个或多个实施方式”、“一个实施方式”、“一些实施方式”等的引述表示所描述的实施方式可包括一个具体的特征、结构或特性，但并非每个实施方式必须包括该具体的特征、结构或特性。而且，这种短语未必指代相同的实施方式。此外，当结合一个实施方式(或多个实施方式)来描述一个具体的特征、结构或特性时，应当理解的是这种特征、结构或特性也可用于其它实施方式，无论是否明确地描述，除非明确地指出相反的情况。

应当指出的是，本文中对术语“远(侧、端)”是指远离操作者的方向，而对术语“近(侧、端)”是指朝向操作者的方向。因此，当在本文中将术语“远侧”和“近侧”用于***作者布置在身体(例如人体)内部的一个装置的上下文时，术语“远侧”是指与就操作者而言为“近侧”的位置相比更加在身体内部的身体内部位置。

“热敏电阻器”是其电阻随温度变化而大幅变化的电阻器。因此，热敏电阻器通常是用于感测敏感的温度变化。

“居里温度”被定义为一种材料的永磁性转变成诱导磁性的温度，反之亦然。

“居里材料”是指基于所选择的居里温度而呈现磁性的金属或金属合金。可通过使用复合材料来改变居里材料的居里温度，这些复合材料可以是或者可以不是铁磁材料。掺杂、添加物、复合物、合金化、和居里材料的密度中的变化可以改变居里材料的结构和性能及居里温度。

各种过程(例如肾神经消融)会需要热的传递以便对神经进行消融，从而治疗与高血压和/或充血性心力衰竭有关的疾病。肾对充血性心力衰竭产生交感反应，该反应在其它效果中增加不希望有的盐和/或水的潴留。对至少部分的延续到肾的神经进行消融可减少交感反应，从而减轻相关的不希望有的症状。

包括肾神经在内的许多神经(和神经组织，如脑组织)沿着血管壁或者以非常靠近血管壁的方式延续，因此可以血管内地(即，经过患者的血管)接近。在一个或多个实施方式中，可将能量(例如，热、超声、激光、微波、RF能量等)施加给血管壁。

在其它例子中，可将能量施加给患者气道的壁以便治疗呼吸***疾病如COPD(例如，慢性支气管炎)的症状。医疗装置如消融导管(或球囊导管)通常是用于能量的施加。

某些治疗旨在对所选择神经机能的暂时或永久的中断或修改。在一些实施方式中，神经可以是交感神经。一个示范性治疗是肾神经消融，该治疗有时被用于治疗疾病，例如高血压、充血性心力衰竭、糖尿病或与之相关的疾病、或者受到高血压或盐潴留影响的其它疾病。肾产生交感反应，这会增加不希望有的水和/或钠的潴留。交感反应的结果可以是例如是血压的升高。对至少部分的延续到肾(例如，布置在与肾动脉相邻位置或者沿肾动脉)的神经进行消融可减小或者消除此交感反应，这可提供相关的不希望有的症状的相应的减轻(例如，血压降低)。

本发明的一些实施方式包括功率发生与控制装置，该装置常常是用于对靶组织的治疗从而获得治疗效果。在一些实施方式中，靶组织是含有神经或靠近神经的组织。在其它实施方式中，靶组织是交感神经，包括例如被布置在与血管相邻位置的交感神经。在其它实施方式中，靶组织是管腔组织，该组织还可包括病变组织，例如发现于动脉疾病中的病变组织。

在本发明的一些实施方式中，以靶向剂量输送能量的能力可用于神经组织从而获得有利的生物反应。例如，已知慢性疼痛、泌尿功能障碍、高血压、和多种其它持续性疾病是通过对神经组织的手术而产生影响。例如，已知对药物会没有反应的慢性高血压可通过终止靠近肾动脉的过度神经活动而得以改善或消除。也已知神经组织并不天然地具备再生特性。因此，能够有利地通过中断神经组织的传导通路而影响过度神经活动。当中断神经传导通路时，尤其有利的是避免对血管壁、相邻的神经、和器官组织造成损伤。该引导并控制能量剂量的能力非常适合于神经组织的治疗。不管是加热能量剂量还是消融能量剂量，对如本文中所描述和公开的能量输送的精确控制可针对神经组织。而且，能量的定向施加可在无需在密切接触状态下满足靶神经的需要，正如当使用代表性的消融探针时将会要求的。例如，可在足以使神经组织变性的高温下、在不导致消融且无需刺穿管腔组织的情况下，实施偏心加热。然而，也理想的是使本发明的能量传递表面构造成穿刺组织并且以类似于消融探针的方式传递消融能量，其中精确的能量剂量是由功率控制与发生装置所控制。

在一些实施方式中，去神经治疗的功效可通过在治疗前、在治疗期间、和/或在治疗后的测量而进行评估，以便对治疗的一个或多个参数进行调整而适应特定的患者或者确认是否需要额外的治疗。例如，去神经***可包括用于评估治疗是否已导致或者正在导致靶组织中或组织附近的神经活动减少的功能，这可提供用于调整治疗参数的反馈或者表明额外治疗的必要性。

本文中所描述的许多装置和方法是关于肾神经消融和/或调节而进行论述。然而，可以想到所述装置和方法可使用于其它治疗位置和/或应用，其中交感神经调节和/或其它组织调节根据需要包括加热、激活、阻滞、中断、或消融，例如但不限于利用套管针和插管而进入血管、输尿管、或者其它组织中。例如，本文中所描述的装置和方法可以应用于增生组织消融、心脏消融、疼痛控制、肺静脉分离、肺静脉消融、肿瘤消融、良性***增生治疗、神经兴奋或阻滞或消融、肌肉活动的调节、体温过高或组织的其它加热，等。所公开的方法和装置可应用于涉及到人和非人受试对象的任何相关医疗过程。术语“调节”是指消融、及可改变受影响神经和其它组织的机能的其它技术。

以下的详细描述应参照附图进行阅读，其中给不同附图中的类似元件标注相同的附图标记。未必按比例绘制的附图描绘了说明性实施方式，而并非意图限制本发明的范围。

在本发明的一个或多个方面，用于神经调节的医疗装置包括球囊导管和至少一个热敏电阻器阵列，其中该医疗装置是构造且布置成将热传递至医疗装置周围环境，并且其中至少50％的从医疗装置被传递至医疗装置周围环境的热是通过电阻加热而产生。球囊导管包括球囊，该球囊包括球囊壁并且构造且布置成被设置在限定管腔(例如，体腔等)的管(例如，血管等)的内部。

在一个或多个实施方式中，将至少一个热敏电阻器阵列设置在球囊壁上。在本发明中，“热敏电阻器阵列”是指当在其上设置有热敏电阻器的表面为平面时沿一条线布置的至少两个热敏电阻器。亦即，在其中将热敏电阻器阵列设置在圆筒形球囊的表面上的实施方式中，当把球囊摊平时，热敏电阻器阵列的热敏电阻器将沿一条线而布置。

在一个或多个实施方式中，两个或更多的热敏电阻器被布置在热敏电阻器阵列中沿一条线延伸，这条线包括以平行于球囊轴线的方式延伸(例如，沿球囊的表面纵向地延伸)的直线，或者绕球囊侧向地(横向地)延伸的直线(例如，绕球囊周向地延伸一圈，当球囊被扩张时由圆形或椭圆形表示)，或者在不平行于球囊纵向轴线的方向上延伸也不在与球囊纵向轴线成直角的方向上延伸的直线(例如，在球囊附近螺旋状地延伸和当使球囊扩张时沿球囊纵向地延伸，如螺旋线)。在一个或多个实施方式中，两个或更多的热敏电阻器被布置在热敏电阻器阵列中所沿的线通过该热敏电阻器阵列的各热敏电阻器的几何中心。在一个或多个实施方式中，多个热敏电阻器构成具有多个交叉的热敏电阻器阵列的图案(例如，二维图案)。在一些实施方式中，可将热敏电阻器布置在正方形或矩形的网格上。

在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器阵列可包括至少第一多个热敏电阻器，其中第一多个热敏电阻器各自被设置在从球囊近端开始的第一纵向距离处。这是其中热敏电阻器阵列包括绕球囊侧向地延伸的直线而布置的至少两个热敏电阻器(例如，绕球囊周向地延伸一圈，当使球囊扩张时由圆形或椭圆形表示)的情况。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器阵列包括至少第二多个热敏电阻器，其中第二多个热敏电阻器各自被设置在从球囊近端开始的第二纵向距离处。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器阵列的至少两个热敏电阻器可沿该线均匀地分布(例如，间隔)。亦即，在一些实施方式中，如果热敏电阻器阵列绕球囊圆周方向上延伸，那么这些热敏电阻器可相隔180度、相隔120度、相隔90度、相隔72度、相隔60度，等。在其它实施方式中，这些热敏电阻器沿一条线不均匀地分布。

在本发明的一个或多个方面，医疗装置(例如，用于神经调节等)包括球囊和设置在该球囊上的热敏电阻器。在一些实施方式中，热敏电阻器构造且布置成当向其输送电流时使温度升高至治疗温度(例如，至少30℃等)。在一个或多个实施方式中，温度的升高主要是由于热敏电阻器的电阻加热(即，焦耳加热)所致。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器的温度可通过确定热敏电阻器的电阻而确定。

在本发明中，热敏电阻器可操作地与电流源接合并且具有随温度变化而变化的电阻。在一个或多个实施方式中，医疗装置包括电性连接到热敏电阻器的电流源(例如，在包括一个或多个引线的电路中，等)，并且包括用于测定热敏电阻器的电阻的电阻测定装置(例如，欧姆计等)。在一个或多个实施方式中，基于热敏电阻器的温度与电阻之间的预定关系，将热敏电阻器的电阻转换成温度。热敏电阻器的温度与电阻之间的预定关系可以是基于例如对热敏电阻器进行校准的结果和/或基于热敏电阻器的化学和物理特性(例如，组成、尺寸等)的温度与电阻之间的理论相关，其中对电路中其它部件及热敏电阻器的电阻进行适当调节。

在一个或多个实施方式中，可操作地与电流源接合的热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)包括从电流源延伸至至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)第一引线(例如，导线等)、和从至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)延伸至地线的第二引线(例如，导线等)，该地线可以是与热敏电阻器阵列的两个或更多的热敏电阻器相联的共用或共同的地线，或者在其中至少两个热敏电阻器各自与(例如，具有)一根独立的地线相联的一个实施方式中可以是一根或多根地线。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)可与和一个或多个其它热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)有关的一根独立的地线相联。

在一个或多个实施方式中，电流源可包括但不限于无线射频(RF)、交流(AC)、和/或直流(DC)。

在一个或多个实施方式中，所述医疗装置将热提供至其周围环境，包括管腔壁(例如，生物组织等)。在一个或多个实施方式中，至少50％的从医疗装置传递至医疗装置周围环境的热是通过一个或多个热敏电阻器的电阻加热而产生。在一些实施方式中，甚至多于50％(例如，至少60％、至少75％、至少90％、至少95％、至少99％等)的从医疗装置中传递出的热是通过一个或多个热敏电阻器的电阻加热而生产。在一个或多个实施方式中，从医疗装置传递至医疗装置周围环境的全部或大体上全部的热是通过一个或多个热敏电阻器的电阻加热而产生。

如本文中进一步地描述，在一个或多个实施方式中，一个热敏电阻器阵列可包括至少三个热敏电阻器。在一些实施方式中，一个热敏电阻器阵列包括多于三个(例如，至少4个、至少5个、至少6个等)的热敏电阻器。

在本发明的另一方面，装置包括可扩张球囊、柔性电路；该柔性电路包括电性连接到热敏电阻器的导电层，其中没有电极与导电层相连接。可扩张球囊包括外表面，并且限定从可扩张球囊的近端延伸至远端的球囊纵向轴线。在一个或多个实施方式中，将至少一个柔性电路安装在可扩张球囊的外表面上。正如本文中进一步地描述，至少一个柔性电路可以包括第一绝缘层、在导电层上方的第二绝缘层、和在第一绝缘层与第二绝缘层之间的导电层。柔性电路还包括至少一个温度感测装置，该温度感测装置包括至少一个热敏电阻器，其中至少一部分的导电层电性连接到热敏电阻器并且条件是没有电极与导电层相联。尽管没有电极与和热敏电阻器电性连接的导电层相联，但在一个或多个实施方式中，所述医疗装置可包括一个或多个电极，例如由Mathur等人所描述的(WO2013/096919A1)，该专利的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器至少部分地位于第一绝缘层的内部。例如，第一绝缘层可包括延伸经过其中的一个或多个孔口，该孔口允许将热敏电阻器至少部分地放置于其中。以这种方式，至少在一些实施方式中，热敏电阻器可电性连接到导电层。

在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器具有小于大约0.15毫米(mm)的厚度。在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器可包括：(1)具有大约0.95毫米至大约1.15毫米(例如，1.05毫米)的长度和大约0.45毫米至大约0.65毫米(例如，0.55毫米)的宽度、和大约0.07至大约0.13毫米(例如，0.10毫米)的厚度的氧化铝基底；(2)具有大约0.43毫米的长度和大约0.46至大约0.50毫米(例如，0.48毫米)的宽度并且定心与氧化铝基底上的玻璃热敏电阻器；和(3)设置在氧化铝基底上紧靠玻璃热敏电阻器并且具有大约0.26至大约0.30毫米(例如，0.28毫米)的长度和大约0.46至大约0.50毫米(例如，0.48毫米)的宽度和小于0.015毫米的厚度的两个金平板。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器的长度可在大约2毫米(mm)至大约6毫米的范围内。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器的宽度可在大约200微米至大约1毫米的范围内。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器可包括多种制造材料中的任意材料，包括但不限于锰、镍、钴、铜、铝、和铁的一种或多种金属氧化物。在一个或多个实施方式中，NTC-型热敏电阻器可形成为n-型半导体材料，例如用钛(Ti)掺杂的氧化铁(Fe₂O₃)，其中载流子是电子。在一个或多个实施方式中，NTC-型热敏电阻器可形成为使用例如用锂(Li)掺杂的氧化镍(NiO)的料的p-型半导体，其中载流子是电穴。在一些实施方式中，PTC-型热敏电阻器可由含有钛酸钡(BaTi0₃)和其它化合物的掺杂多晶陶瓷所成，该掺杂多晶陶瓷在一些应用中也可用作不透射线标记。此铁电材料的介电常数随温度变化而变化。如果低于居里温度，高介电常数可防止在晶粒之间形成势垒，从而导致低电阻。在此区域中，所述装置具有小的负温度系数。在居里温度下，介电常数充分地降低从而允许在晶粒边界处形成势垒，并且电阻急剧地增加。甚至在较高温度下，该材料恢复到NTC性能。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器可包括半导体可变电阻器、热敏感的硅电阻器。半导体可变电阻器可将硅用作半导体元件材料。与开关型热敏电阻器相反，半导体可变电阻器具有几乎为线性的电阻-温度特性。

在一个或多个实施方式中，具有相对于第二绝缘层更高导热性的材料至少部分地位于第二绝缘层的内部，并且与至少一个热敏电阻器接触。例如，第二绝缘层可包括一个或多个孔口，其中可放置具有增加的导热性的材料。以这种方式，通过热敏电阻器的电阻加热所产生的热可以是更高效地被传递至医疗装置周围环境。在一个或多个实施方式中，至少一个温度感测装置构造且布置成测量是至少一部分的柔性电路的外表面的代表的温度。在一个或多个实施方式中，测量热敏电阻器的电阻可允许转换成热敏电阻器自身的温度。在一些实施方式中，当这种材料的导热率和尺寸是已知的时，热敏电阻器温度的确定可允许例如至少一部分柔性电路的外表面的温度的确定。

如本文中进一步地描述，在一个或多个实施方式中，至少一个柔性电路可包括沿大致平行于球囊纵向轴线的第一纵向轴线而布置的至少多个热敏电阻器。

图1A示出了用于执行在身体通道内部的治疗的***40。该***40包括控制单元10。控制单元10可以包括用于将能量(例如，RF能量)输送至导管装置20的能量发生器(例如，RF发生器等)。可用于本文中所公开实施方式的示例性控制单元和相关的能量输送方法公开于共同受让的美国专利申请公开US2012/0095461中，该专利申请公开的内容以参考的方式并入本文中。可用于本文中所公开实施方式的其它例子公开于名称为“用于粥样斑及其它靶组织和/或结构的选择性治疗的调整RF能量”的共同受让的美国专利第7,742,795号、名称为“可选择的粥样硬化物质的偏心重建和/或消融”的美国专利第7,291,146号、和名称为“用于在身体组织上引起理想的温度效果的***”的美国专利公开2008/0188912中，这些专利的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

返回到图1A，导管装置20可以包括可扩张装置30，该可扩张装置可以是柔性的、非柔性的、或半柔性的球囊，是可扩张笼、或者可扩张支架状结构。还可以想到，虽然未明确地示出，但导管装置20还可包括其它结构，例如可用于使柔性电路移动到与期望治疗区域接触或者与期望治疗区域非常靠近的可偏转顶端或绕成线圈的结构。如本文中进一步地描述，可扩张装置30包括电性连接到控制单元10的至少一个热敏电阻器(例如，热敏电阻器组件、热敏电阻器阵列的热敏电阻器，等)。这种热敏电阻器可具有温度感测能力。

如图1B中所示(现有技术)，根据多个圆柱形的治疗区A-D，电极组件已被布置在导管装置120的可扩张装置130(类似于可扩张装置30)上，这里被图示为处于扩张状态。在一个或多个实施方式中，可扩张装置130或者所述***的其它部件可包括不在治疗区中或者不用于或构造成输送治疗能量的电极组件。导管装置120可包括从可扩张装置130向近侧延伸的细长轴122。

治疗区A-D和相关的电极组件140a-d被进一步图示于图1C(现有技术)中，该附图是图1B(现有技术)的可扩张装置130的平面的“展开的”图示。在一些实施方式中，可扩张装置130具有一个直径为4毫米的球囊和两个电极组件140a-b。在其它实施方式中，该可扩张装置具有一个直径为5毫米的球囊和三个电极组件140a-c。在一些实施方式中，该可扩张装置具有直径为6、7或8毫米的球囊和四个电极组件140a-d，如图1B中所示。就任何的这些构型而言，扩张装置130可以具有大约10毫米至大约100毫米、或者大约15毫米至大约32毫米(例如，大约18毫米至大约25毫米)的工作长度，该工作长度近似于图1B和图1C中所示的所有治疗区A-D的纵向跨度。已利用胶粘剂或其它粘接技术将电极组件140a-d附接到球囊。

在一个或多个实施方式中，本发明的装置可包括隔开达第一距离的第一热敏电阻器和第二热敏电阻器。第一热敏电阻器可通过向其输送电流而被加热，第二热敏电阻器可用于测量在第二热敏电阻器处的温度从而确定热卷流是否延伸至少达第一距离(即，在第一热敏电阻器与第二热敏电阻器之间的距离)。在一个或多个实施方式中，第二热敏电阻器可用于确定靶温度区是否延伸达至少第一距离。因此，在一个或多个实施方式中，第一多个热敏电阻器可用于产生热，第二多个热敏电阻器可用于测量靶温度区和/或热卷流的范围。

返回到图1C(现有技术)，各电极极板组件140a-d包括四种主要部件，它们是远侧电极极板150a-d、中间长条160a-d、近侧电极极板170a-d、和近侧长条180b、d(对于电极极板组件140b和140c，未图示)。参照图1D(现有技术)揭示并描述电极组件140a-d的结构细节。

图1D(现有技术)示出了电极组件200的俯视图，该电极组件200在图1C(现有技术)中被视为电极组件140a-d。电极组件200已构造成具有多层的柔性电路。这些层可以是连续的或不连续的，即，由各分离的部分组成。绝缘的基层202提供用于电极组件200的基底。基层202可以由聚合物制成，例如聚酰亚胺或柔性聚合物。在一些实施方式中，基层202的厚度为大约0.5毫英寸(0.0127毫米)。导电层204是由叠层于基层202的上面上的多个分离的引线所组成。导电层204可以是例如一层的电沉积铜。在一些实施方式中，导电层204的厚度为大约0.018毫米。绝缘层(未图示，但可以具有与基层202相同或不同的形状)被分离地或连续地叠层于导电层210的上部之上，使得导电层204被流体密封在基层202与绝缘层(未图示)之间。如基层202，绝缘层可以由柔性聚合物(例如聚酰亚胺)制成。在一些实施方式中，绝缘层(未图示)的厚度为大约0.5毫英寸(0.0127毫米)。在其它实施方式中，绝缘层(未图示)是全部的或局部的聚合物涂层，例如聚四氟乙烯(PTFE)或硅氧烷。

图1D中所示的电极组件200包括远侧电极极板208。在此区域中，在远侧电极极板208处的基层202形成大体上呈矩形的形状。如图中所示，电极组件200可包括多个开口209以便提供附加的弯曲性，并且该组件的极板和其它部分可包括圆形或弯曲的拐角、过渡区和其它部分。在某些情况下，开口和圆形/弯曲的特征可增加该组件的电阻以便与其可扩张装置的分层，正如在某些情况下当可扩张装置被反复地扩张和收拢时会发生的(这可也涉及到经过***鞘或导向装置的***和取出)，例如在过程期间当对多个部位进行治疗时会需要的。

在图1D(现有技术)中，远端电极板208包括叠层于基层202的上面上的多个分离的引线。这些引线包括接地引线210、主动电极引线212、和传感器引线214。接地引线210包括从传感器接地极板218侧向地偏移的细长电极支架216。传感器接地极板218电性连接到接地引线210的细长支架216并且中心地位于远侧电极极板208上。桥连220将传感器接地极板218的最远端部连接到接地引线210的细长电极支架216的远端部。桥连220的宽度当它行进至传感器接地极板218时向下逐渐变小。在一些实施方式中，桥连220具有相对较均匀且薄的宽度从而能够获得期望量的弯曲性。细长的电极支架216在其近端的宽度向下逐渐变小，然而这不是必需的。在一些实施方式中，细长电极支架216可以在其近端部突然地过渡到薄得多的引线，从而能够获得期望量的弯曲性。通常，其中显示缩颈部的引线的曲率被优化以便减小球囊重捕获力和较尖锐轮廓会带来的任何钩挂的可能性。引线的形状和位置也被优化，从而为电极组件200提供作为整体的尺寸稳定性，从而防止在布置和使用期间的变形。图1D的接地引线210和主动电极引线212共有相似的结构。主动电极引线212还包括细长的电极支架216。

在图1D(现有技术)中，电极222叠层在一部分的绝缘层202的上方，绝缘层202具有多个通道(例如，孔)从而使电极222能够联接到接地引线210的细长电极支架216(导电层204的)。

如图1D(现有技术)中所示，接地电极引线210和主动电极引线212可以包括多个电极。为各电极引线提供三个电极222，然而可使用更多或更少的电极。此外，各电极222可以具有弧形的拐角(例如，圆形的拐角等)以便降低钩挂在其它装置和/或组织上的倾向性。尽管以上对电极222和与它们相联的引线的描述已在双极电极组件的上下文中进行了描述，但本领域技术人员将认识到相同的电极组件也可在单极模式中工作。

传感器引线214可中心地位于远侧电极极板208上，并且可包括面对传感器接地极板218的传感器电源极板224。这些极板可连接到温度传感器226的电源和接地极，例如热电偶(例如，T型构型：铜/康铜)或热敏电阻器。温度传感器226可以是最接近地连接到传感器电源极板224并且可向远侧连接到传感器接地极板218。

从远侧电极极板208，组合的基层202、导电层204和绝缘层206的侧向宽度可减小到中间长条228。这里，导电层204可形成为包括中间接地线230、中间主动电极线232、和中间传感器线234，这些线可以分别是接地引线210、主动电极引线212、和远侧电极极板208的传感器引线214的同延引线。

从中间长条228，组合的基层202、导电层204和绝缘层206侧向宽度可增加从而形成近侧电极极板236。该近侧电极极板236的结构可类似于远侧电极极板208，并且电极几何形状和温度传感器布置是大体上相同的，尽管可存在各种差异。然而，如图中所示，近侧电极极板236可从远侧电极极板208相对于沿中间接地线230而延伸的中心轴线G-G侧向地偏移。中间主动电极线232和中间传感器线234可在平行的各自轴线上相对于中心轴线G-G与近侧电极极板236一起侧向地同延。

从近侧电极极板236，组合的基层202、导电层204和绝缘层206的侧向宽度可减小，从而形成近侧长条238。该近侧长条238可包括近侧接地线240、近侧主动电极线242、和近侧传感器线244、以及中间主动电极线232和中间传感器线234。近侧长条238可包括连接件(未图示)从而能够联接到一个或多个亚布线线束和/或连接件并且最终联接到控制单元110。这些线可各自沿平行的各个轴线相对于中心轴线G-G而延伸。

图2A示出了根据本发明一个或多个实施方式的热敏电阻器组件300的俯视图。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器组件300可构造成具有多层的柔性电路，如图2A中所示。这些层可以是连续的或不连续的，即，由分离的部分组成。绝缘的基层302(类似于本文中所描述的基层202)，如图2B-图2D中所示，提供用于热敏电阻器组件300的基底。基层302可以由聚合物膜(例如聚酰亚胺)或柔性聚合物制成。在一些实施方式中，基层302的厚度为大约0.010毫米至大约0.020毫米(例如，0.5毫英寸(0.0127毫米)等)。如图2C和图2D中所示，由多个分离的导电引线所组成的导电层304叠层在基层302的上表面上。在一些实施方式中，多个分离的导电引线可被非导电材料(例如绝缘层306的一些部分)侧向地分隔。导电层304可以是例如一层电沉积铜或滚压退火铜。也可想到其它合适的导电材料，例如石墨烯和其它碳基材料。在一些实施方式中，导电层304的厚度为大约0.010毫米至大约0.030毫米(例如，0.018毫米)或其它合适的厚度。绝缘层306可分离地或连续地叠层在导电层304的上面上，使得导电层304被流体密封在基层302与绝缘层306之间。换句话说，绝缘层306可构成背离可扩张构件30外表面的热敏电阻器组件300的顶侧或上表面。绝缘层306的形状与绝缘层302的形状可以是相同的(例如，同延的)或不同的。如基层302，绝缘层可以由柔性聚合物制成，例如聚酰亚胺。在一些实施方式中，绝缘层306的厚度为大约0.010毫米至大约0.020毫米(例如，0.5毫英寸(0.0127毫米)，等)。在其它实施方式中，绝缘层306是全部的或局部的聚合物涂层，例如PTFE或硅氧烷。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器326独立地连接到电流源10。在这种情况下，第一传感器引线314可将电流从电流源10输送至热敏电阻器326，第二导线320可将电流从热敏电阻器326输送至电流源10，由此形成电路。第一传感器引线314可以是阴极导线，使得第一传感器引线314可连接到电流源10的正极端子，第二导线320可以是阳极导线使得第二导线320可连接到电流源10的负极端子。第一传感器引线314和第二导线320直接地或间接地电性连接(例如，附接)到热敏电阻器326并且向近侧延伸至电流源10。第一传感器引线314和接地引线310可连接到热敏电阻器326和电流源10，使得当启动电流源10时电流可行进经过热敏电阻器326，由此将热敏电阻器326加热。在一个或多个实施方式中，第一传感器引线314和接地引线310可在球囊导管20的管腔中和/或球囊导管20的壁中延伸，并且球囊壁可以是绝缘的。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器326可经过第一传感器引线可操作地与电流源10接合，并且经过第二导线与独立的地线结合。在一个或多个实施方式中，各热敏电阻器电路包括用于操作的两根导线。

在一个或多个实施方式中，多个热敏电阻器326可经过第一传感器引线可操作地独立地联接到电流源10并且经过第二引线(例如，导线)与共用的地线相联。在一个或多个实施方式中，多个热敏电阻器326可经过单个第一传感器引线串联地连接。

热敏电阻器326可以是热端热敏电阻器，其中热敏电阻器326可以将靶组织加热到期望的温度并且将关于热敏电阻器的当前温度和/或与热敏电阻器326相邻组织的温度的反馈提供至功率与控制单元，例如电流源10。例如，当热敏电阻器326的温度升高或下降时，热敏电阻器326的电阻将发生变化。功率与控制单元或其它监测装置可基于所测量的电阻来确定热敏电阻器326的温度。可以想到，可由临床医生手动地或者由功率与控制单元自动地对施加给热敏电阻器326的电流的功率和/或频率进行调节，从而获得期望的温度。例如，可用用于控制电流的功率、频率或其它参数的控制算法对该功率与控制单元进行编程，从而获得期望的治疗温度或温度曲线。

在一些实施方式中，热敏电阻器326可由居里温度材料制成。除了将靶组织加热和提供关于当前温度的反馈外，居里温度热敏电阻器还可提供热敏电阻器326可以达到的温度的上限。例如，热敏电阻器326可仅在指定的电场或磁场和频率的存在下加热，并且仅加热到热敏电阻器326的居里温度。当达到居里温度时，该材料从磁性变为非磁性，因而中止加热。这是只要施加电场或磁场，则永久地且快速地将热敏电阻器326的温度维持在该材料的设定居里点的循环过程。在某些情况下，可将电磁线圈或磁场发生器设置在所述装置的内部或上面，以便在非常靠近居里温度材料的位置产生磁场，如下面关于图3将更详细地描述。

图2B是图2A中所示热敏电阻器组件300的分解视图，图中还示出了热敏电阻器组件300的各层。例如，如图2B中所示，导电层304被设置在第一绝缘层或基层302与第二绝缘层306之间。在一个或多个实施方式中，传感器接地极板318和传感器电源极板324各自与穿过基底绝缘层302的孔口319、323对准，由此可以与热敏电阻器326接触。

图2A中所示的热敏电阻器组件300包括远侧热敏电阻器极板308。在此区域中，基层302形成大体上呈矩形的形状。如图中所示，热敏电阻器组件300可包括多个开口从而提供附加的弯曲性，并且极板和该组件的其它部分可包括圆形或弯曲的拐角、过渡区和其它部分。在某些情况下，开口和圆形/弯曲特征可增加组件的对从其可扩张装置分层的抗性，在某些情况下，当可扩张装置被反复地扩张和收拢时会发生这种分层(这也会影响到从保护鞘中布置和收回进入保护鞘)，例如当在手术期间对多个部位进行治疗时会需要这种抗性。

远侧热敏电阻器极板308包括叠层于基层302上面上的多个分离引线。这些引线包括接地引线310和传感器引线314。接地引线310从传感器接地极板318横向偏置地延伸。传感器接地极板318电性连接到接地引线310，并且在图2A中图示为居中地位于远侧热敏电阻器极板308上。在一个或多个实施方式中，传感器接地极板318不居中地位于远侧热敏电阻器极板308上。在一些实施方式中，接地引线310具有相对均匀且薄的宽度从而能够获得期望量的弯曲性。在一些实施方式中，传感器接地极板318可以突然地过度到薄得多的引线，从而能够获得期望量的弯曲性。通常，可对其中显示缩颈部的引线的曲率进行选择，以减小球囊重捕获力和减小较尖锐轮廓会导致的任何钩挂的可能性。可对引线的形状和位置进行选择以便给热敏电阻器组件300提供作为整体的尺寸稳定性，从而防止在布置和使用期间的变形。

传感器引线314居中地位于远侧热敏电阻器极板308上，并且包括面对传感器接地极板318的传感器电源极板324。这些极板可以连接到热感测装置326(例如热敏电阻器)的电源极和接地极，如图2C中所示出的局部截面中所示。

在图2A中，热敏电阻器326(例如，热感测装置)向近侧连接到传感器电源极板324并且向远侧连接到传感器接地极板318。为了帮助减小柔性电路的总厚度，热敏电阻器326可位于在基层302内部的开口303中，如图2C-图2D中所示。在一些实施方式中，热敏电阻器326具有0.1毫米的厚度，该厚度大约为工业标准的三分之二。如图中所示，热敏电阻器326位于远侧热敏电阻器极板308的非组织接触侧上。因此，热敏电阻器326当被加入到最后装置中时被保持在绝缘层306与球囊或医疗装置的其它部分之间。表面安装的电器元件，如热敏电阻器，已知具有尖锐的边缘和拐角，这些边缘和拐角可以被钩挂在组织上并且在球囊布置和/或收回期间可能会导致问题(例如，与球囊可靠性有关)。图2C和图2D的布置也防止焊锡连接与血液接触，因为焊锡通常是非生物相容性的。

在一个或多个实施方式中，通过包含具有相对于第二绝缘层306增强的导热性的材料350，可更高效地将由热敏电阻器326所产生的热传递至医疗装置周围环境，该材料350至少部分地位于第二绝缘层306内，如图2D中所示。亦如图2D中所示，材料350与至少一个热敏电阻器326接触。

从矩形的远侧热敏电阻器极板308，组合的基层302、导电层304和绝缘层306的横向宽度减小从而形成中间长条328。这里，导电层304形成为包括中间接地线330和中间传感器线334，它们分别是远侧热敏电阻器极板308的接地引线310和传感器引线314的同延引线。

从中间长条328，组合的基层302、导电层304和绝缘层306的侧向宽度增加从而构成近侧热敏电阻器极板336。该近侧热敏电阻器极板336的结构类似于远侧热敏电阻器极板308，其中热敏电阻器的布置是大体上相同的，尽管在一个或多个实施方式中可存在各种差异。然而，如图2A中所示，近侧热敏电阻器极板336相对于沿中间接地线330而延伸的中心轴线G-G从远侧热敏电阻器极板308横向偏置。在平行的各自轴线上中间传感器线334与近侧热敏电阻器极板336一起相对于中心轴线G-G横向地同延。

从近侧热敏电阻器极板336，组合的基层302、导电层304和绝缘层306的侧向宽度减小从而形成近侧长条338。该近侧长条338包括近侧接地线340和近侧传感器线344、以及中间传感器线334。该近侧长条338包括连接器(未图示)从而能够联接到一个或多个亚布线线束和/或连接件并最终联接到控制单元10。这些线各自沿平行的各自轴线相对于中心轴线G-G而延伸。

图2A和图2B中所示的热敏电阻器组件300包括热敏电阻器阵列，该热敏电阻器阵列包括两个热敏电阻器326，它们是位于近侧热敏电阻器极板336上的第一热敏电阻器、和位于远侧热敏电阻器极板308上的第二热敏电阻器。例如，如图2E中所见，螺旋线可将热敏电阻器组件300a的两个热敏电阻器连接。应注意的是，图2E的实施方式包括额外的热敏电阻器阵列。例如，热敏电阻器组件300b、300c(未图示；位于球囊30上与热敏电阻器组件300a相反侧)和300d各自包括一个热敏电阻器阵列，该热敏电阻器阵列包括两个热敏电阻器。此外，治疗区A-D各自包括热敏电阻器阵列，该热敏电阻器阵列包括位于该治疗区中的两个热敏电阻器，例如热敏电阻器组件300a的远侧热敏电阻器极板的热敏电阻器和热敏电阻器组件300c(未图示)的远侧热敏电阻器极板的热敏电阻器，这些热敏电阻器位于可扩张球囊的相反侧上(例如，定向在从热敏电阻器组件300a周向地旋转180度)。

如图所示，热敏电阻器组件300具有远侧热敏电阻器极板308和近侧热敏电阻器极板336在轴线G-G两侧的非对称布置。已发现此布置是有用的。例如，由于大体上共用相同的接地引线，近侧长条的宽度窄于约1.5倍的中间长条328宽度，而非在各热敏电阻器极板具有独立的接地线时为大约2倍。因此，近侧长条338比两个中间长条328的宽度要窄。

参照图2A、图2E和图2F，各热敏电阻器组件300a-d的热敏电阻器极板布置也能够高效地将组件300a-d放置在球囊30上。如图2E和图2F中所示，热敏电阻器组件300a-d相互“楔入”，从而能够获得球囊表面积的最大利用。这部分地是通过设定各中间长条的纵向长度而使热敏电阻器极板相间隔而实现。例如，将热敏电阻器组件300a的中间长条长度328a设定为将其远侧与近侧热敏电阻器极板308a、336a分开一距离，使得侧向相邻的热敏电阻器组件300b的侧向相邻的近侧热敏电阻器极板336b在紧靠热敏电阻器组件300a的中间长条328a的位置而楔入。此外，热敏电阻器组件300a的远侧热敏电阻器极板308a被楔入在热敏电阻器组件300b的中间长条328b与热敏电阻器组件300d的中间长条328d之间。因此，各中间长条328a-d的长度也要求任一个热敏电阻器组件的各热敏电阻器极板位于非相邻的治疗区中。

增加球囊表面积利用率也可部分地通过使各热敏电阻器组件300a-d的两个热敏电阻器极板侧向偏移而实现。例如，各远侧热敏电阻器极板308a-d的向右侧向偏移和近侧热敏电阻器极板336a-d的向右侧向偏移允许相邻的热敏电阻器极板组件相互楔入，使得部分的热敏电阻器极板相互侧向地重叠。例如，热敏电阻器组件300a的远侧热敏电阻器极板308a与热敏电阻器组件300b的近侧热敏电阻器极板336b侧向地重叠，如图2F中所示。此外，热敏电阻器组件300b的远侧热敏电阻器极板308b与热敏电阻器组件300c的近侧热敏电阻器极板336c侧向地重叠。然而，各中间长条的长度防止热敏电阻器极板的周向和/或纵向重叠，因此维持治疗区在纵向方向L-L上的不连续性，如图2E中所示。

热敏电阻器极板的布置和几何形状、以及柔性电路的长条的布置和几何形状也可便于将球囊折叠、或再折叠、或收拢成相对紧凑的低剖面未扩张状态。例如，在具有高达10毫米的扩张直径的实施方式中，处于未扩张状态中的装置可具有低至大约1毫米的直径。

一些实施方式采用具有相同尺寸和构造的标准热敏电阻器组件(例如但不限于组件300)，其中在球囊外表面上的热敏电阻器组件的数量和相对位置变成球囊直径和/或长度的函数，同时在各种球囊尺寸中热敏电阻器组件的几何形状仍然保持不变。在给定尺寸球囊上，根据相邻热敏电阻器组件的相邻热敏电阻器极板的周向和/或轴向上重叠期望达到的程度，或者为了对该重叠的避免，可确定热敏电阻器组件相对于球囊直径和/或长度的相对位置。然而，在其它实施方式中，球囊上的所有热敏电阻器组件将未必是相同的。

应当指出的是，近侧热敏电阻器极板336a-d和远侧热敏电阻器极板308a-d的大体上呈矩形的形状可具有任意合适的尺寸(例如，任意合适长度、任意合适的宽度，等)和任意合适的形状(例如，任意的几何形状、任意的不规则形状，等)。例如，具有近侧热敏电阻器极板336和/或远侧热敏电阻器极板308的热敏电阻器组件300，各自具有减小的侧向尺寸(例如，具有减小的在近侧热敏电阻器极板336和/或远侧热敏电阻器极板308的边缘相对于各个导电引线和在其上的热敏电阻器的边缘之间的余地或距离，等)，将会允许增加数量的热敏电阻器组件被周向地布置在给定的球囊圆周上。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器组件可包括大体上纵向布置的增加数量的热敏电阻器。例如，在一个或多个实施方式中，除了前述的近侧热敏电阻器极板(例如，具有第一热敏电阻器的第一热敏电阻器极板)和远侧热敏电阻器极板(例如，具有第二热敏电阻器的第二热敏电阻器极板)外，热敏电阻器组件还可包括额外的热敏电阻器极板，其中各热敏电阻器极板可包括一个或多个热敏电阻器。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器组件300可包括第三热敏电阻器，该热敏电阻器被布置成例如具有与近侧热敏电阻器相同的从远侧热敏电阻器的侧向偏移(例如，在相同或相反的方向上)和/或具有在相反方向上从远侧热敏电阻器的相同的纵向偏移。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器组件300可包括第四热敏电阻器，该热敏电阻器被布置例如具有与远侧热敏电阻器相同的从第三热敏电阻器的侧向偏移(例如，在相同或相反的方向上)和/或具有在相反方向上从第三热敏电阻器的相同的纵向偏移。同样地，热敏电阻器组件300可包括在任意合适数量的热敏电阻器极板上的任意合适数量的热敏电阻器。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器组件300可包括在第一和/或第二绝缘层中的一个或多个孔以便增加热敏电阻器组件的弯曲性，这可使球囊扩张和球囊收拢变得更容易或者可改善用于将热敏电阻器组件300附着到可扩张装置的胶粘剂的机械锚固。

返回到图2E，治疗区A-D沿纵向轴线L-L纵向地彼此相邻，并且可构造成使得由热敏电阻器组件所施加的能量导致不重叠的治疗。由纵向相邻的热敏电阻器组件所提供的治疗是沿纵向轴线L-L周向地不连续的。例如，参照图2E，在一些实施方式中，形成于治疗区A中的损伤与形成于治疗区B中的病灶绕圆周的(在此附图中相对于L-L周向地)的重叠最小化。

然而，在一个或多个实施方式中，由热敏电阻器组件(例如图2E中所示的热敏电阻器组件300a-d)所施加的能量，可纵向地、周向地和/或以其它方式重叠达至少部分程度。

各相邻的热敏电阻器326可与治疗区相联(或者可构造成在与热敏电阻器同位的组织中形成这种治疗区)，该治疗区包括靶温度区(具有外边界)和热卷流(具有在靶温度区的外边界附近延伸的外边界)。在一些实施方式中，靶温度区代表在期望的靶治疗温度下或超过该温度、或者是在期望的靶温度范围内的组织的区域。在一些实施方式中，热卷流代表不必处于靶温度下或者在靶温度范围内但相对于在热卷流外部的未治疗区显示温度升高的组织的区域。

治疗区与相邻热敏电阻器326的重叠的存在和程度会受到多种因素的影响，包括但不限于热敏电阻器几何形状、热敏电阻器放置密度、热敏电阻器定位、能量发生器输出设置、输出电压、输出功率、占空比、输出频率、组织特性、组织类型，等。

在一些实施方式中，一个单独的热敏电阻器326可各自限定其自己的治疗区，并且这种治疗区可部分地或完全地与另一个单独热敏电阻器的治疗区重叠。

在一个或多个实施方式中，治疗区的热卷流发生重叠，尽管靶温度区可能不会发生重叠。在一个或多个实施方式中，靶温度区和它们的热卷流两者都有重叠。在一些实施方式中，各治疗区的重叠可绕装置的圆周和/或绕身体通道周围的组织中的圆周大体上连续地延伸。在其它实施方式中，在各治疗区中可存在重叠，然而该重叠不是大体上连续地围绕圆周，并且在各治疗区中可存在明显的间断。

在一个或多个实施方式中，一个安装球囊的热敏电阻器(例如热敏电阻器326)的阵列可以在相邻的热敏电阻器之间形成重叠的治疗区，并且至少在某些情况下，形成绕身体通道的圆周有效地大体上连续的治疗区。例如，可扩张球囊(例如球囊30)可包括绕球囊圆周设置的若干个纵向延伸系列的热敏电阻器。在一个或多个实施方式中，热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)被对称地布置在可扩张球囊上。

然而，图示的热敏电阻器326的构型不是必需的要求，因为热敏电阻器尺寸和放置几何形状可以根据期望的治疗效果而变化。

在本发明的另一方面，神经调节的方法包括接收包括球囊导管(例如导管装置20)的医疗装置。球囊导管20包括球囊(例如球囊30)，该球囊30具有球囊壁并且构造且布置成被设置在限定管腔的管的内部。该球囊导管还包括设置在球囊壁上的至少一个热敏电阻器阵列(例如热敏电阻器组件300)；该至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器(例如热敏电阻器326)。如本文中的描述，热敏电阻器阵列可操作地与电源流接合，并且至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻。该神经调节的方法还包括：将至少一个热敏电阻器阵列布置在最接近(例如，靠近)被调节神经的位置，和将热从医疗装置传递至神经从而对神经进行调节，其中至少50％的从医疗装置中传递的热是通过电阻加热而产生。在一个或多个实施方式中，从医疗装置中传递热包括将至少两个热敏电阻器加热。在一些实施方式中，将至少两个热敏电阻器加热可包括将电流提供给至少两个热敏电阻器，从而导致至少两个热敏电阻器的电阻加热。在一个或多个实施方式中，从医疗装置中传递热还包括通过测量电阻来监测至少两个热敏电阻器的温度。在一些实施方式中，电阻可由控制***(例如本文中所描述的控制***10)进行测量。在一些实施方式中，所测量的电阻可与热敏电阻器的温度相对应。

操作者可操控电流源10从而将所选择量的电流输送至热敏电阻器326。可替代地，电流源可由在控制单元内部的控制算法(与电流源10成为一体、或者除电流源10外的单独单元)自动地控制。在一个或多个实施方式中，至少一个热敏电阻器326的电阻可随温度变化而变化。当热敏电阻器326接受电流时，热敏电阻器326的温度会由于该电阻器而升高。在一个或多个实施方式中，在热敏电阻器326处所产生的热可被传递至在热敏电阻器326附近的环境(例如，在与热敏电阻器326接触的治疗位置的组织，由此对在该区域中的一个或多个神经进行调节，等)。

在一个或多个实施方式中，可对至少一个热敏电阻器326的温度和治疗位置进行测量(例如，实时地)，同时将热提供至治疗位置。操作者可在恒定的电压下操作医疗装置40并且测量经过至少一个热敏电阻器326的电流。所测量的电流可以用于确定(例如，计算等)至少一个热敏电阻器326的实时电阻。因为至少一个热敏电阻器326的电阻相对于温度的变化是已知的并且/或者可进行校准，所以可以确定至少一个热敏电阻器326的温度。在这种实施方式中，不需要额外的温度测量传感器和电路。在一个或多个实施方式中，排除额外的温度测量传感器和电路可降低电路的复杂性并且可降低装置的制造、操作和/或维护的成本，因此改善所述装置的总体外形。在一个或多个实施方式中，排除对其它温度测量传感器和/或其它电路的需要减少电路，从而具有最少的两根导线，而不是三根、四根、五根等。

在一个或多个实施方式中，多于一个的热敏电阻器326经过共用的接地引线310而连接到电流源10的负极端子。这可减小在该电路中的第二接地引线310的数量，由此减小导线的总数并因此降低电路的复杂性。然而，因为热敏电阻器326单独地经过第一传感器引线314而连接到电流源10的各分离的阳极端子，所以可独立地控制经过各热敏电阻器326的电流。在一个或多个实施方式中，多于一个的热敏电阻器326可并联地连接(例如，以便测量各热敏电阻器的电流和电阻，并且能够转换成温度)。

在一个或多个实施方式中，热敏电阻器326可以是开关型正温度系数(“PTC”)热敏电阻器，其中可以超控温度控制单元。由于是PTC热敏电阻器，因而当温度升高超过所谓的居里温度时电阻大幅地增加。在一个或多个实施方式中，PTC热敏电阻器包含具有小于100摄氏度(例如，大约60摄氏度)的居里温度的材料。在一个或多个实施方式中，开关型PTC热敏电阻器可由一种或多种多晶材料(例如，使用碳酸钡、二氧化钛的混合物，和添加物如钽、二氧化硅、和锰)而构成或者包括这种材料。在一些实施方式中，将这些材料磨碎、混合、压缩成圆盘状或矩形形状，并且烧结。在一些实施方式中，热敏电阻器可包括由具有埋入其中的碳粒的塑料薄片所制成的聚合物PTC。当这种装置为冷时，碳粒彼此紧密接触，从而形成经过该装置的导电通路。当该装置变热时，塑料膨胀并且碳粒移动而进一步分开，从而增加该装置的总电阻。关于热敏电阻器的类型的进一步信息可从“PTC热敏电阻器”埃因霍温科技大学，2014年，从http://www.resistorguide.com/ptc-thermistor/(于2014年3月25日最后一次访问)中找到，其全部公开内容以参考的方式并入本文中。在其中热敏电阻器是PTC型热敏电阻器的一个或多个实施方式中，该热敏电阻器可包括与温度有关的自我限制的(电流)安全特征。例如，当温度升高时，电阻也可能增大，从而限制经过该装置的电流并且使温度降低。

当减少电气元件和引线(例如，导线)的数量时，也可减小球囊导管20的总体外形，例如处于收拢(例如，包裹、折叠等)状态中。也可使制造过程简化并且也可降低制造装置40的成本。

图3和图4示出了具有用涂层覆盖的笼结构的另一个说明性神经或组织调节或消融装置400的远端部。首先参照图3，调节***400可包括具有外细长轴402和内细长轴404的导管轴。外细长轴402可从远端区408向近侧延伸至构造成留在患者身体外部的近端。内细长轴404可被可滑动地设置在外细长轴402的管腔406的内部。内细长轴404可从远端区410向近侧延伸至构造成留在患者身体外部的近端。尽管未示出，内和/或外细长轴404、402的近端可包括附接到该近端的接口，用于连接其它治疗装置或者提供便于其它治疗的一个端口。可以想到，可对内和/或外细长轴404、402的刚度进行修改从而形成用于各种血管直径和在血管树内部各种位置的调节装置400。

在某些情况下，内和/或外细长轴404、402可具有细长的管状结构，并且可包括在其中延伸的一个或多个管腔。例如，在图示的实施方式中，外细长轴402可包括用于可滑动地接纳内管状轴404的管腔406。内管状轴404可包括具有可滑动地被设置在其中的导丝412的管腔(未明确地示出)。在某些情况下，调节装置400可具有固定的导线远端并且没有导丝腔。这些只是例子。在一些实施方式中，内和/或外细长轴404、402可包括一个或多个辅助管腔。在某些情况下，内和/或外细长轴404、402可包括单独的管腔(未图示)，用于流体(例如生理盐水或染料)的输注，用于可视化或者用于其它目的，例如医疗装置的导入等。该流体可促引在消融过程期间除体腔的冷却外调节装置400的冷却。此外，管腔可以本领域中已知的任何方法而形成。例如，管腔可沿内和/或外细长轴404、402的全长延伸，例如在导丝上导管中，或者可仅沿内和/或外细长轴404、402的远端部延伸，例如在单操作者更换(SOE)导管中。这些例子并非意图是限制性的，相反是一些可能构型的例子。虽然未明确地示出，调节装置400还可包括温度传感器/导线、输注管腔、不透射线标记带、固定的导丝顶端、导丝管腔，和/或其它部件，以便于装置400在脉管***内部的使用和行进。

此外，内和/或外细长轴404、402可具有相对较长、较薄、柔性的管状构型。在某些情况下，内和/或外细长轴404、402可具有大体上呈圆形的截面，然而也可想到其它合适的形状，例如但不限于矩形、椭圆形、不规则等。另外，内和/或外细长轴404、402可具有适合于被接纳于期望的血管(例如肾动脉)中的截面形状。例如，内和/或外细长轴404、402可尺寸设计且构造成经过血管内路径而容纳通道，该血管内路径是从经皮进入部位例如股动脉、臂动脉、或桡动脉而通向靶向治疗部位(例如在肾动脉内)。

在一些实施方式中，装置400还可包括设置在内细长轴404附近和笼414内部的电磁线圈422。可在装置400内部或者在构造成在患者身体外部的位置，采用其它的电磁线圈422。该电磁线圈422可与构造成留在身体外部的功率与控制单元电性连接。功率与控制单元可将电流施加给线圈422从而产生磁场。可以想到，可改变施加给线圈422的电流和/或线圈422的尺寸从而产生期望的磁场。

调节装置400还可包括具有近端416和远端418的可扩张笼414。在扩张形状中，笼414可具有锥形的近端416和锥形的远端418及扩大的中央区，尽管这是不必要的。在一些实施方式中，可对大体上管状构件进行激光以形成期望的图案，从而制成可扩张笼414。虽然可扩张笼414被图示为具有开孔、大体上支架状结构，但可以想到笼414可形成为具有任意数量的不同构型。例如，在某些情况下，笼414可由一些大体上纵向延伸的齿所组成，或者可由可以是织造、编织、打结等的一根或多根长丝所组成。这些只是例子。可以想到可扩张笼414的使用对可排除膨胀管腔的需要，因此减小调节***400的总体外形。可用于本文中所公开实施方式的其它说明性笼组件公开于名称为“用于神经调节的装置和方法”的美国专利申请序列号14/327,154中，该专利申请的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

可以想到可扩张笼414根据需要可以由一些不同的材料制成，例如但不限于金属、金属合金、形状记忆合金和/或聚合物，从而当位于身体内部时使笼414能够扩张成形。例如，可扩张笼414可以由合金所构成，例如但不限于镍钛合金或者基于选择用于制造的材料，笼414可以是自扩张的、或者会需要下面将更详细地描述的驱动机构。在一些实施方式中，纤维可用于制作可扩张笼414，这些纤维可以是有芯纤维，例如具有由具有铂芯的镍钛合金所制成的外壳。还可想到可扩张笼414可由聚合物构成，包括但不限于聚醚醚酮(PEEK)、尼龙、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚酰亚胺类、聚醚嵌段酰胺，等。

笼414的近端416可被固定到外细长轴402的远端区408或者与之相邻。笼414的远端418可被固定到内细长轴404的远端区410或者与之相邻。在某些情况下，笼414的远端418可直接地被固定到内细长轴404。在其它情况下，笼414的远端418可被固定到安装元件420。安装元件420可以可滑动地被设置在内细长轴404的上方或者可固定地被固定到内细长轴404。如上所述，在某些情况下，笼414可以是自扩张的。可以想到当外力被加到笼414上时可将自扩张笼414维持在压缩(或收拢状态)。然后，当外力被释放时，笼414可扩张。在这种情况下，笼414可以扩张状态而成形(如图3中所示)并且被压缩以便嵌入输送鞘中。当达到靶位置时，可将输送鞘收回以便布置可扩张笼414。可以想到在某些情况下笼在没有捕捉鞘的情况下可以是自扩张的，因为引导鞘可以将其导入血管并且如果盖材料使笼414足够地非创伤性以便笼在扩张时被导入动脉中。

在其它实施方式中，***400可包括驱动机构，例如拉线(未明确地示出)，该驱动机构可用于在收拢构型与扩张构型之间操控或驱动可扩张笼414。在一个实施方式中，拉线可附接到笼414的近端416或远端418，使得拉线的推拉驱动可操控可扩张笼414，因而在收拢构型与扩张构型之间驱动可扩张笼414。在某些情况下，可向近侧拉动拉线从而推动可扩张笼414，从而使可扩张笼414移动到扩张构型。另外，可向远侧推动拉线从而使可扩张笼414移动到收拢构型。可替代地，可向远侧推动拉线，这可允许可扩张笼414移动到扩张状态。在这种情况下，可向近侧拉动拉线，这可允许可扩张笼414移动到收拢状态。

图4示出了包括其它部件的图3的调节***400。调节***400还可包括设置在可扩张笼414内表面上的内盖或涂层426。在某些情况下，可利用本领域中常用的方法将内盖426附着到笼414。内盖426可由弹性材料制成，例如但不限于聚氨酯、硅氧烷等。弹性材料可帮助在使用后将笼414闭合到其未扩张构型。然而，在某些情况下，弹性体例如聚氨酯会由于来自消融的热而失效。为了防止该失效，可以用较高温度材料将弹性体绝缘在热敏电阻器附近，该较高温度材料是通过掺杂而提高其熔点(例如，用二氧化硅)，可使用较高温度聚氨酯(例如，被浸涂而不是挤出的芳烃化合物)。可替代地，盖材料可以是拉伸性较差的材料，例如四氟乙烯(Tfe)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、或者织物(例如，聚酯或聚合物涂覆的织物)，这些材料将会较不经受消融温度。可以想到内盖426可从笼414的近端416延伸至远端418。然而，这是不必要的。可以想到内盖426可在笼414的任意长度或部分长度上方延伸，或者可甚至不存在。

调节***400还可包括一个或多个热敏电阻器组件424a、424b，这些热敏电阻器组件位于可扩张笼414和/或内盖426的表面上，用于将热输送至期望的治疗区域。热敏电阻器组件424a、424b可在形状和功能类似于上述的热敏电阻器组件300。可以想到，基于调节装置400和/或期望的治疗区域的尺寸，调节***400可根据需要包括任意数量的热敏电阻器组件424a、424b。例如，该调节***可包括一个、两个、三个、四个、五个、或更多的热敏电阻器组件。还可以想到热敏电阻器组件424a、424b可在可扩张笼414的周边和/或长度附近交错，使得最大数量的热敏电阻器组件424a、424b可以位于调节装置上。

在某些情况下，一个或多个热敏电阻器组件424a、424b可位于位于笼414外表面上的外盖(未明确地示出)的表面上或下面。可以想到外盖可从笼414的近端416延伸至远端418。然而这不是必需的。可以想到外盖可在笼414的任意长度或部分长度上延伸，或者甚至可不存在。根据需要，内盖426和外盖可由相同的材料构成或者可由不同的材料构成。在一些实施方式中，可将内盖426和/或外盖中的一个或两个省略。

在某些情况下，可利用本领域中常用的方法将外盖附着到内盖426和/或笼414。共同地，内盖426和外盖可包围全部或部分的热敏电阻器组件424a、424b和相关的电子器件。可以想到，相对于将组件固定到传统的可膨胀球囊，内盖426和外盖可将热敏电阻器组件424a、424b更加固定地固定到可扩张笼414，因为内盖426和外盖将热敏电阻器组件424a、424b夹在中间并且可更加适合于共价键粘合。可以想到将热敏电阻器组件424a、424b附着在至少笼414与外盖之间可改善热敏电阻器对***的固定，因为这种布置可排除或减少热敏电阻器捕获点，从而不依赖于胶粘剂将热敏电阻器组件424a、424b固定到调节***。这可提高***400的安全性。

当外盖被设置在热敏电阻器上方时，热敏电阻器可与期望的治疗区域绝缘接触。在某些情况下，外盖可以不在热敏电阻器组件424a、424b的热敏电阻器上方延伸。例如，在加外盖之前可用掩蔽材料来涂覆或覆盖热敏电阻器。一旦外盖已形成，则可将掩蔽材料去除从而使热敏电阻器暴露。在某些情况下，可将外盖设置在热敏电阻器的上方，随后利用例如但不限于激光消融的技术将其去除。这可允许热敏电阻器与血管壁直接地接触。还可以想到可独立地(例如使用聚对二甲苯)将外盖从部分的热敏电阻器中去除，从而允许与期望的治疗区域的部分绝缘接触。

在一些实施方式中，在热敏电阻器组件424a、424b上的热敏电阻器可由居里温度材料制成。除了将靶组织加热和提供关于当前温度的反馈外，居里温度热敏电阻器还可提供电阻器可以达到的温度的上限。例如，热敏电阻器可仅在指定的电场或磁场及频率存在下加热并且仅加热到热敏电阻器的居里温度。当达到居里温度时，该材料从磁性变为非磁性，因而中止加热。这是只要施加电场或磁场便永久地且快速地将热敏电阻器温度维持在材料的设定居里点的循环过程。在某些情况下，可将电磁线圈或磁场发生器(例如线圈422)设置在该装置的内部或上，以便在非常靠近居里温度材料的位置产生磁场。

图5和图6示出了具有用涂层覆盖的笼或支架样结构的另一个说明性神经或组织调节或消融装置500的远端部。该装置500可包括具有近端(未图示)和远端区504的细长导管轴502。细长轴502可从远端区504向近侧延伸至构造成留在患者身体外部的近侧。尽管未图示，细长轴502的近端可包括附接到该近端的接口以便连接其它治疗装置，或者提供端口以便于其它治疗。可以想到可对细长轴502的刚度进行修改从而形成用于各种血管直径和在血管树内部的各种位置的调节装置500。

在某些情况下，细长轴502可具有细长的管状结构，并且可包括经过其中延伸的一个或多个管腔。在一些实施方式中，细长轴502可包括一个或多个导丝或辅助管腔。在某些情况下，细长轴502可包括单独的管腔(未图示)，用于流体(例如生理盐水或染料)的输注、用于可视化、或者用于其它目的，例如医疗装置的导入等。流体可在消融过程期间除体腔的冷却外还促进调节装置500的冷却。此外，管腔可以本领域中已知的任何方法而构造。例如，管腔可沿细长轴502的全长延伸，例如在导丝上导管中或者可仅沿细长轴502的远端部延伸，例如在单操作者替换(SOE)导管中。这些例子并非意图是限制性的，相反是一些可能构造的例子。虽然未明确地示出，但调节装置500还可包括温度传感器/导线、输注管腔、不透射线标记带、固定的导丝顶端、导丝腔、和/或便于装置500在血管内部使用和行进的其它部件。

此外，细长轴502可具有相对较长、较薄的、柔性管状构造。在某些情况下，细长轴502可具有大体上呈圆形的截面，然而也可想到其它合适的形状，例如但不限于矩形、椭圆形、不规则等。另外，细长轴502可具有适合于被接纳于期望的血管(例如肾动脉)中的截面形状。例如，细长轴502可尺寸设计且构造成经过血管内路径而容纳通道，该血管内路径从在例如股动脉、臂动脉或桡动脉中的经皮进入部位通向靶向治疗部位(例如在肾动脉内)。

调节装置500还可包括具有近端区512和远端区514的可扩张笼510、及设置近端区512和远端区514之间的任选的桥连段516。在某些情况下，在扩张状态中，桥连段516可在收拢的近端区512与扩张的远端区514之间跨越。可以想到桥连段516可形成为具有与近端区512或远端区514不同的图案或结构，如下面将更详细地描述。在扩张构型(示于图5)中，远端区514可具有臂近端区512更大的大体上呈圆柱形的横截面积。

在一些实施方式中，可通过对大体上管状的构件进行激光切割以形成期望的图案，而形成可扩张笼510。虽然可扩张笼510被图示为具有一个开孔、大体上呈支架状的结构，但可以想到笼510可形成为具有任意数量的不同的构型。在一些实施方式中，可扩张笼510可由多个相互连接的周向延伸的支杆518所组成。可利用一个或多个连接件520将支杆518连接。可以想到支杆518连同连接件520可形成蜂窝状构型，其中各室具有任意的期望形状，例如但不限于圆形、正方形、椭圆形、矩形、多边形等。在某些情况下，笼510可由一些大体上纵向延伸的齿所组成，或者可由可以是织造、编织、打结等的一个或多个长丝所组成。这些只是例子。还可以想到虽然笼510被图示为包括在远端区514中的四个支杆518，但根据需要可扩张笼510可包括任意数量的支杆518，例如但不限于一个、两个、三个、四个、或更多。还可以想到，根据需要支杆518可从近端区512跨越到远端区514。可用于本文中所公开实施方式的其它说明性笼组件公开于名称为“用于神经调节的装置和方法”的美国专利申请序列号14/512,020中，该这里申请的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

可以想到，根据需要可扩张笼510可以由一些不同材料制成，例如但不限于金属、金属合金、形状记忆合金和/或聚合物，从而使笼510当位于身体内部时能够扩张成形。例如，可扩张笼510可以由合金构成，例如但不限于镍钛合金或基于选择用于制造的材料，笼510可以是自扩张的，或者会需要下面将更详细地描述的驱动机构。在一些实施方式中，纤维可用于制作可扩张笼510，这些纤维可以是有芯纤维，例如具有由具有铂芯的镍钛合金所制成的外壳。还可以想到可扩张笼510可由聚合物构成或者部分地由聚合物构成，包括但不限于聚醚醚酮(PEEK)、尼龙、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚酰亚胺类、聚醚嵌段酰胺等。在一些实施方式中，可扩张笼510还可包括不透射线的标记、带或涂层。

笼510的近端区512可被固定到细长轴502的远端区504或者与之相邻。如上所述，在某些情况下，笼510可以是自扩张的。可以想到当外力被置于笼510上时，自扩张笼510可维持在压缩(或收拢状态)。然后，当外力被释放时笼510可扩张。在这种情况下，笼510可在扩张状态中成形(如图5中所示)并且被压缩以便嵌入输送鞘中。当到达靶位置时，可将输送鞘收回以便布置可扩张笼510。

在其它实施方式中，装置500可包括驱动机构，例如拉线(未明确地示出)，该驱动机构可用于在收拢构型与扩张构型之间操控或驱动可扩张笼510。在一个实施方式中，拉线可附接到笼510的近端区512使得拉线的推拉驱动可操控可扩张笼510，因而在收拢构型与扩张构型之间驱动可扩张笼510。

在一些实施方式中，可扩张笼510可由用半绝缘涂层的绝缘材料覆盖的导电材料所构成。可利用任意数量的涂覆技术(例如但不限于浸涂、喷涂等)用绝缘材料来涂覆扩张笼510。在某些情况下，可用聚对二甲苯或其它绝缘材料来涂覆可扩张笼510。在某些情况下，涂层可由半绝缘材料构成，例如但不限于多孔的聚合物或陶瓷。还可以想到涂层可以是非常薄的聚合物或涂层。

可以想到，可使调节装置500经过脉管***行进至期望的治疗区，例如肾动脉。可使调节装置500可与处于收拢位置的可扩张笼510一起行进。例如，可将输送鞘设置在笼510的上方以便将笼510维持在收拢位置。当可扩张笼510位于与靶治疗区域相邻的位置时，可将输送鞘收回从而允许至少一部分的可扩张笼510与血管壁接触。如上所述，可使用拉线或其它驱动机构来代替输送鞘或者连同输送鞘以便于装置500的输送。在一些实施方式中，导管或血管进入导管可与输送鞘一同而使用以便于装置500的行进。当可扩张笼510处于扩张构型时，近端区512可保持在大体上收拢或低剖面的构型。在扩张构型中，可扩张笼510的外表面可与血管壁轻微接触。

图6示出了包括其它部件的图5的调节***500。该调节***500还可包括设置在可扩张笼510内表面上的内盖或涂层522。在某些情况下，可利用本领域中的常用方法使内盖522附着到笼510。内盖522可由弹性材料制成，例如但不限于聚氨酯、硅氧烷等。弹性材料可在使用后帮助将笼510闭合成其未扩张构型。然而，在某些情况下，弹性体例如聚氨酯会由于来自消融的热而失效。为了防止该失效，可以用较高温度材料将弹性体绝缘在热敏电阻器附近，该较高温度材料是通过掺杂来提高其熔点(例如，用二氧化硅)，可使用较高温度聚氨酯(例如，经过浸涂而不是挤出的芳烃化合物)。可替代地，盖材料可以是拉伸性较差的材料，例如，四氟乙烯(Tfe)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、或者织物(例如，聚酯或聚合物涂覆的织物)，这些材料较不能经受消融温度。可以想到内盖522可从笼510的近端512延伸至远端514。然而，这不是必需的。可以想到内根据需要盖522可在笼510的任意长度或部分长度的上方延伸，或者可以甚至不存在。

调节***500还可包括位于可扩张笼510和/或内盖522的表面上的一个或多个热敏电阻器组件524，用于将热输送至期望的治疗区域。热敏电阻器组件524可在形状和功能上类似于上述的热敏电阻器组件300。可以想到，基于调节装置500和/或期望的治疗区域，尺寸调节***500可包括任意数量的热敏电阻器组件524。例如，该调节***可包括一个、两个、三个、四个、五个、或更多的热敏电阻器组件。还可以想到热敏电阻器组件524可在可扩张笼510的周边和/或长度的附近交错，使得最大数量的热敏电阻器组件524可以位于调节装置上。

在某些情况下，一个或多个热敏电阻器组件524可位于笼510外表面上的外盖(未明确地示出)的表面上或者下面。可以想到外盖可从笼510的近端512延伸至远端514。然而，这不是必需的。可以想到，根据需要外盖可在笼510的任意长度或部分长度上方延伸，或者可以甚至不存在。根据需要，内盖522和外盖可由相同的材料构成或者可由不同的材料构成。在一些实施方式中，可将内盖522和/或外盖中的一个或两个省略。

在某些情况下，可利用本领域中常用的方法将外盖附着到内盖522和/或笼510。共同地，内盖522和外盖可包围全部或部分的热敏电阻器组件524及相关的电子器件。可以想到，相对于将组件固定到传统的可膨胀球囊，内盖522和外盖可将热敏电阻器组件524更加固定地固定到可扩张笼510，因为内盖522和外盖将热敏电阻器组件524夹在中间，并且可更加适合于共价键粘结。可以想到将热敏电阻器组件524附着在至少笼510与外盖之间可改善热敏电阻器对***的固定，因为这种布置可排除或减少热敏电阻器捕获点，因而不依赖于胶粘剂将热敏电阻器组件524固定到调节***。这可提高***500的安全性。

当把外盖设置在热敏电阻器上方时，热敏电阻器可与期望的治疗区域绝缘接触。在某些情况下，外盖可不在热敏电阻器组件524的热敏电阻器的上方延伸。例如，在加外盖前，可用掩蔽材料涂覆或覆盖热敏电阻器。一旦外盖已形成，便可将掩蔽材料去除从而使热敏电阻器暴露。在某些情况下，可将外盖设置在热敏电阻器的上方，随后利用例如但不限于激光消融的技术将其去除。这可允许热敏电阻器与血管壁直接地接触。还可以想到可独立地(例如使用聚对二甲苯)将外盖从部分的热敏电阻器去除，从而允许与期望的治疗区域的部分绝缘接触。

图7是说明性导管600的局部剖视侧视图。图8是图7的说明性导管600的侧视图。这里，可看到导管600的部分的结构特征。例如，导管600可包括导管轴602。该导管轴602可采用金属和/或聚合物轴的形式，并且可包括通常用于导管轴的可视化结构(例如，标记带)和/或加强结构(例如，编织带、线圈等)。至少在一些实施方式中，导管轴602可构成或限定导管600的外表面。导管600可包括附着到与远端区606相邻的其外表面的一个或多个热敏电阻器组件612，如图8中所示，用于将热输送至期望的治疗区域。热敏电阻器组件612可在形状和功能上类似于上述的热敏电阻器组件300。可以想到，基于导管600和/或期望的治疗区域的尺寸，导管600可包括任意数量的热敏电阻器组件612。例如，调节***可包括一个、两个、三个、四个、五个、或更多的热敏电阻器组件612。还可以想到热敏电阻器组件612可在导管600的周边和/或长度附近交错，使得最大数量的热敏电阻器组件612可以位于调节装置上。

当执行涉及到消融或加热的医疗过程时，理想的是将消融构件(例如，热敏电阻器组件612)置于靶组织的附近从而对靶进行消融，同时使对非靶向组织的损伤最小化。为了更特异性地将导管600放置或引导到与预定的靶相邻的位置，导管600可构造成是可偏转的。因此，导管600可包括管状构件614，该管状构件614包括可选择性弯曲的柔性体608。这允许使用者将例如热敏电阻器组件612定位于在体腔内部的理想位置。为了实现偏转，可将一个或多个拉线或驱动构件联接到柔性体608。这允许用户驱动(例如，“拉动”)一根或两根个导线从而使柔性体608偏转因此使导管600(例如，热敏电阻器组件612)偏转。另外，导线可以是足够地硬以便它们也可以用于提供作用于柔性体608的推力，例如使柔性体608变直。在某些情况下，驱动构件可采用连续导线的形式，该连续导线被成环经过或者联接到柔性体608的远端从而限定一对导线部)。在其它情况下，驱动构件可包括附接到例如柔性体608远端的一根或多根单独的导线。

为了进一步帮助正确地将导管600定位在体腔内部，可将柔性管610联接到柔性体608(例如，在柔性体608的远端)。柔性管610可具有形成于其中的多个槽616。通常，柔性管610构造成是柔性以便导管600的远端部(例如，与热敏电阻器组件612相邻)当遇到体腔的壁时可发生弯曲。因此，如果在柔性体608的偏转期间热敏电阻器组件612与体腔的壁接合柔性管610可以发生弯曲，以便热敏电阻器组件612可非创伤性地沿体腔的壁而跟随。

至少在一些实施方式中，柔性体608和柔性管610是相互附接的两个独特的结构。在其它实施方式中，通过选择性地将期望的图案切割进入管状构件614，而柔性体608和柔性管610形成于管状构件614中。例如，可以限定柔性体608的第一图案来切割管状构件614，并且可以限定柔性管610的第二图案来切割管状构件614。该切割图案可以是大体上连续的(例如，其中相对地较小或者没有明显的间距被限定在各图案之间)或者该图案可纵向地间隔以便间隙被限定在图案之间。类似地，柔性体608和柔性管610可以是大体上连续的，并且相互纵向地间隔以便将中间区604限定在柔性体608和柔性管610之间。在一些实施方式中，柔性体608和柔性管610可由镍-钛合金构成，例如但不限于镍钛合金，尽管这是不必要的。可以想到，柔性体608和柔性管610可由任何期望的材料构成。

导管600还可包括通常与医疗装置相关的一些其它特征。例如，导管600可包括不透射线标记或带、其它或替代的导管轴结构(例如，具有管腔、加强件、球囊、或其它导管结构)、近侧接口和应变减少件等。

图7示出了处于弯曲构型中的导管600。这里，可以看出柔性体608(和柔性管610)如何可以帮助导管600在血管内部的定位。在此实例中，可驱动拉线从而导致柔性体608发生弯曲。此热敏电阻器组件612朝向血管40的壁。柔性管610允许导管600进一步弯曲，以便热敏电阻器组件612可以沿血管壁或者期望的治疗区域而跟踪并且平直地被放置在抵接血管壁或者期望的治疗区域。可用于本文中所公开实施例的其它说明性导管公开于名称为“可偏转的医疗装置”的美国专利申请序列号14/366,692中，该这里申请的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

图9示出了用于调节或消融***的另一个说明性导管700的远端部。这里，可看到导管700的部分的结构特征。例如，导管700可包括导管轴702。该导管轴702可采用金属和/或聚合物轴的形式，并且可包括通常用于导管轴的可视化结构(例如，标记带)和/或加强结构(例如，编织带、线圈等)。至少在一些实施方式中，导管轴702可构成或者限定导管700的外表面。导管700可包括一个或多个热敏电阻器组件706，该热敏电阻器组件附着到与远端区704相邻的其外表面，以便将热输送至期望的治疗区域。热敏电阻器组件706可在形状和功能上类似于上述的热敏电阻器组件300。可以想到，基于导管700和/或期望的治疗区域的尺寸，导管700可包括任意数量的热敏电阻器组件706。例如，该调节***可包括一个、两个、三个、四个、五个、或更多的热敏电阻器组件706。还可以想到热敏电阻器组件706可交错在导管700的周边和/或长度的附近，使得最大数量的热敏电阻器组件706可以位于调节装置上。

细长轴702可从远端区704向近侧延伸至构造成留在患者身体外部的近端。尽管未示出，细长轴702的近端可包括附接高该近端的接口用于连接其它治疗装置，或者提供用于便于其它治疗的端口。可以想到可对细长轴702的刚度进行修改从而形成使用于各种血管直径和在血管树内部的各种位置的调节装置700。

在某些情况下，细长轴702可具有细长的管状结构，并且可包括经过其中延伸的一个或多个管腔。在一些实施方式中，细长轴702可包括一个或多个导丝或辅助管腔。在某些情况下，细长轴702可包括一个单独的管腔(未图示)，用于流体(例如生理盐水或染料)的输注、用于可视化或者用于其它目的，例如医疗装置的导入等。除了体腔的冷却外，该流体在消融过程期间可促进调节装置700的冷却。此外，管腔可以本领域中已知的任何方法而构成。例如，管腔可沿细长轴702的全长延伸，例如在导丝上导管中，或者可仅沿细长轴702的远端部延伸，例如在单操作者更换(SOE)导管中。这些例子并非意图是限制性的，相反是一些可能构型的例子。虽然未明确地示出，调节装置700还可包括温度传感器/导线、输注腔、不透射线标记带、固定的导丝顶端、导丝管腔、和/或其它部件，从而便于装置700在脉管***内部的使用和行进。

此外，细长轴702可具有相对较长的、薄的、柔性管状构型。在某些情况下，细长轴702可具有大体上呈圆形的截面，然而也可想到其它合适的形状，例如但不限于矩形、椭圆形、不规则等。另外，细长轴702可具有适合于被接纳于期望的血管(例如肾动脉)中的截面形状。例如，细长轴702可尺寸设计且构造成经过血管内路径容纳通道，该血管内路径从在例如股动脉、臂动脉、或桡动脉中的经皮进入部位通向靶向治疗部位(例如在肾动脉内)。

细长轴702的远端区704可大体上采用包括多个绕组或环708的螺旋线的形式。例如，细长轴702可包括拉线或驱动构件与可选择性地弯曲的柔性构件(例如但不限于上述的柔性体608和/或柔性管610)的组合。这可允许使细长轴702在相对平直的构型中行进至期望的治疗区域并且选择性地由使用者地使其弯曲从而获得期望的构型。可替代地或此外，远端区704可由形状记忆材料构成，例如形状记忆合金和/或形状记忆聚合物。这可允许细长轴702的远端区704形成为具有大体上螺旋的形状。当外力被置于远端区704上时，细长轴702可维持在压缩(或大体上变直的状态)状态。然后远端区704可扩张，并且当外力被释放时恢复其大体上螺旋的形状。在这种情况下，远端区704可形成为大体上螺旋的形状(如图9中所示)并且被压缩从而嵌入输送鞘。当到达靶位置时，可将输送鞘收回以便布置远端区704。还可以想到当施加外部刺激(例如但不限于热)时远端区704可呈现其螺旋形状。在其它实施方式中，细长轴702可构造成行进至靶治疗区域，并且远端区704处于大体上螺旋的构型。

根据需要，可改变环708的尺寸(外直径)和间距(螺距)。可以想到远端区704可包括任意数量的环，例如但不限于一个、两个、三个、四个、或更多。例如，环708可被尺寸设计成使得它们构造成与血管或靶组织接触或者移动到与血管或靶组织接触。这可允许热敏电阻器组件706与要被治疗组织接触、或者与组织相邻。可以想到远端区704可包括多个周向且纵向间隔的热敏电阻器组件706。这可允许在治疗区的周边和长度附近对多个分离的位置同时进行治疗。

本文中公开了一种对布置在血管壁内部的神经进行调节的方法。该方法包括将医疗装置***体腔中(例如，血管、肾动脉等)从而提供热治疗或处理。虽然该方法是关于球囊导管进行描述，但可以想到本文中所描述的任何装置(例如调节装置400、500和导管600、700)可以类似的方式使用。该医疗装置可包括球囊导管并且具有设置在球囊导管的远端上的球囊。该球囊可包括球囊壁，并且该球囊可构造成在扩张状态与收拢状态之间转变。在经过血管腔(例如，体腔、血管等)的***和引导期间，球囊可处于收拢状态。一旦医疗装置行进至治疗位置(例如，在血管腔内部等)，便利用膨胀流体(例如，空气、生理盐水等)可使球囊膨胀，使得当膨胀时设置在球囊壁上的一个或多个热敏电阻器可与要被调节或治疗的靶组织接触(例如，在至少一个神经附近的血管壁)。可以任何的多种方法使球囊30从收拢状态转变成扩张状态。例如，在一个或多个实施方式中，可用从位于患者身体外部的膨胀流体源经由管腔进入球囊30的膨胀流体使球囊30发生膨胀。

在本发明的一个或多个实施方式中，上述球囊导管30可具有带圆形截面的管状状态。然而，本领域技术人员应理解的是，也可想到其它合适的截面，例如矩形、椭圆形、不规则等。在一个或多个实施方式中，球囊导管30的状态和截面可适当地尺寸设计且构造成容纳经过血管腔(例如，血管等)的通道。

在使用中，所述医疗装置可经过血管或身体通道行进至与靶组织相邻的位置(例如，在肾动脉内)，在某些情况下借助于输送鞘或导管。在一些实施方式中，靶组织可以是被布置在血管附近的一个或多个交感神经。在一些实施方式中，控制单元可操作性地联接到医疗装置，该医疗装置可被***血管或身体通道中使得球囊(经由热敏电阻器或者热敏电阻器阵列)可被置于其中需要进行治疗的与靶组织相邻的位置。将热敏电阻器或热敏电阻器阵列置于与其中需要进行治疗的靶组织相邻的位置可根据常规方法来实施(例如，利用透视导向方法，在导丝上方)。当被适当地定位时，可使球囊使收拢的输送构型扩张至扩张构型，例如在球囊的情况下通过将流体加压到大约1-10大气压(atm)。这可将热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)放置/推进成抵靠血管壁。热敏电阻器(例如，热敏电阻器阵列)可被启动。

热敏电阻器可以是热端热敏电阻器，其中该热敏电阻器可以将靶组织加热到期望的温度，并且将关于热敏电阻器的当前温度和/或与热敏电阻器相邻的组织温度反馈提供给功率与控制单元(例如电流源10)。例如，当热敏电阻器的温度升高或降低时，热敏电阻器的电阻将发生变化。功率与控制单元或其它监测装置可基于所测量的电阻来确定热敏电阻器的温度。可以想到可由临床医生手动地或者由功率与控制单元自动地对施加给热敏电阻器的电流的功率和/或频率进行调节，从而获得期望的温度。例如，可用用于控制电流的功率、频率或其它参数的控制算法对功率与控制单元进行编程，以便获得期望的治疗温度或温度曲线。

在一些实施方式中，热敏电阻器可由居里温度材料制成。除了将靶组织加热和提供关于当前温度的反馈外，居里温度热敏电阻器还可提供热敏电阻器可以达到的温度的上限。例如，热敏电阻器可仅在指定的电场或磁场和频率存在加热并且仅加热到热敏电阻器的居里温度。当达到居里温度时，该材料从磁性变为非磁性，因而中止加热。这是只要施加电场或磁场则永久地且快速地将热敏电阻器温度维持在该材料的设定居里点的循环过程。在某些情况下，可将电磁线圈或磁场发生器设置在所述装置的内部或上，以便在非常靠近居里温度材料的位置产生磁场。功率与控制单元可将电能提供给电磁线圈从而产生磁场。

热可从热敏电阻器或热敏电阻器阵列被传输经过靶组织(其中可对交感神经进行消融、调节、或影响)。在治疗后，可使球囊收拢到收拢的输送构型，以便收回进入引导鞘或导管中和随后从血管或身体通道中取出。

在一个或多个实施方式中，控制单元10操作性地联接到导管装置20，该导管装置20可被置于身体通道中，使得可扩张装置30(在其上具有多个热敏电阻器组件)被置于与其中期望进行治疗的身体通道的第一部分(例如，长度方向的部分)相邻的位置。将导管装置放置在第一部分可根据常规方法(例如利用透视导向方法在导丝上方)实施。一旦被置于第一部分中，便可以使可扩张装置扩张，例如在球囊的情况下通过以1-10atm的压力将加压流体注入可扩张装置。这导致可扩张装置30的热敏电阻器组件与身体通道接触。对身体通道的多个部分进行处理的一种或多种方法是由Mathur等人(WO2013/096919A1，60-61页)描述。

基于具体的期望的重建效果，控制单元可用大约0.25至5瓦的平均功率给热敏电阻器通电达1至180秒，或者用大约0.25至900焦耳。可以较低的功率和较长的持续时间(例如0.5瓦90秒或者0.25瓦180秒)来完成较高的能量治疗。在用于肾去神经的一个示范性实施方式中，以大约5瓦的治疗设定输送能量达大约30秒，使得在治疗期间治疗区被加热至大约58℃。在一个或多个实施方式中，将治疗区加热到大约68℃。如上所述，电力需求在很大程度上会取决于热敏电阻器构造。通常，由于较大的热敏电阻器间距，因而需要更多的功率，在这种情况下平均功率可以是高于5瓦并且总能量可以超过45焦耳。同样地，采用在各热敏电阻器之间的较短或较小距离将会要求使平均功率降低，并且总能量可以是小于4焦耳。在某些情况下，可对功率和持续时间进行校准从而小于足以导致严重损伤，且尤其是小于足以对血管内部的病变组织进行消融的数值。对血管内部的粥样硬化物质进行消融的机制已由包括Slager在内的等人充分地描述。在名称为“采用火花电蚀的粥样硬化斑块的汽化”的论文中，J.of Amer.Cardiol.(1985年6月)，1382-6页；和Stephen M.Fry在“热性和破坏性血管成形术：医生的指导”；Strategic Business Development有限公司(1990年)，以上各文献的全部公开内容以参考的方式并入本文中。

可以对能量(例如，A/C电流、D/C电流、RF能量等)的施加进行控制，从而限制靶和/或侧枝组织的温度，例如限制靶组织的加热使得靶组织或者侧枝组织部经受不可逆的热损伤。在一个或多个实施方式中，治疗温度为至少30℃(例如，至少50℃、至少70℃、从50℃至90℃、从50℃至70℃、70℃至90℃，等)。在一些实施方式中，表面温度(所述装置的)的范围是从大约50℃至大约90℃。就温和的加热而言，表面温度可在从大约50℃至大约70℃的范围内，而就更攻击性的加热而言，表面温度可在大约70℃至大约90℃的范围内。限制加热从而抑制侧枝组织被加热到低于从大约50℃至大约70℃范围的内表面温度，使得大块组织温度仍然大部分保持在低于50℃至55℃，从而可抑制可能会导致再狭窄的免疫应答、热损伤等。在50℃和70℃之间的相对温和的的表面温度可足以在治疗期间使蛋白质键变性或断裂，在紧接在治疗后、和/或多于一小时、多于一天、多于一周、或者甚至多于一个月的治疗，经过组织对治疗的愈合反应从而提供较大的管腔和改善的血液流动。

在一些实施方式中，靶温度可在治疗期间变化，并且可以是例如治疗时间的函数。例如，一个可能的靶温度曲线，在许多合适的靶温度曲线中，就以30秒持续时间的治疗而言，包括从标称体温到大约68℃最大靶温度的十二秒升温过程。在一个或多个实施方式中当使温度升高到接近靶温度(例如，68℃等)时升温速率的逐渐降低温度可便于减小用于剩余治疗的设定靶温度的过冲和/或下冲。可用于一个或多个实施方式的其它温度曲线是由Mathur等人(WO2013/096919 A1)所公开。

可以使用于医疗装置(和/或本文中所公开的其它装置)的各种部件的材料可包括通常与医疗装置相关的材料。为了简单的的目的，以下的描述是参考所述医疗装置。然而，这并非意图限制本文中所描述的装置和方法，因为该论述可应用于本文中所公开的其它类似的管状构件和/或可扩张构件和/或管状构件的部件和/或可扩张构件。

所述医疗装置及其各种部件可由金属、金属合金、聚合物(下面公开了其一些例子)、金属-聚合物复合材料、陶瓷、其组合等、或者其它合适的材料所制成。合适聚合物的一些例子可包括：聚四氟乙烯(PTFE)、乙烯-四氟乙烯共聚物(ETFE)、氟化乙丙烯(FEP)、聚甲醛(POM，例如从Dupont公司购得的)、聚醚嵌段酯、聚氨酯(例如，Polyurethane85A)、聚丙烯(PP)、聚氯乙烯(PVC)、聚醚-酯(例如，从DSM Engineering Plastics公司购得的)、基于醚或酯的共聚物(例如，丁烯/聚苯二甲酸(烷基醚)和/或其它聚酯弹性体，例如从Dupont公司购得的)、聚酰胺(例如从Bayer公司购得的或者从Elf Atochem公司购得的)、弹性聚酰胺类、嵌段聚酰胺/醚类、聚醚嵌段酰胺(PEBA，例如以商品名购得)、乙烯醋酸乙烯酯共聚物(EVA)、硅氧烷类、聚乙烯(PE)、Marlex高密度聚乙烯、Marlex低密度聚乙烯、线性低密度聚乙烯(例如)、聚酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚对苯二甲酸丙二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)、聚醚醚酮(PEEK)、聚酰亚胺(PI)、聚醚酰亚胺(PEI)、聚苯硫醚(PPS)、聚苯醚(PPO)、聚对苯二甲酰对苯二胺(例如，)、聚砜、尼龙、尼龙-12(例如从EMS American Grilon公司购得)、全氟(丙基乙烯基醚)(PFA)、乙烯/乙烯醇共聚物、聚烯烃、聚苯乙烯、环氧树脂、聚偏氯乙烯(PVdC)、聚偏氟乙烯、(苯乙烯-b-异丁烯-b-苯乙烯)共聚物(例如，SIBS和/或SIBS50A)、聚碳酸酯、离子交联聚合物、生物相容性的聚合物，其它合适的材料，或者其混合物、组合、共聚物、聚合物/金属复合材料，等。在一些实施方式中，可将鞘与液晶聚合物(LCP)混合。例如，该混合物可以含有高达大约6％的LCP。

合适的金属和金属合金的一些例子包括不锈钢，例如304V、304L、和316LV不锈钢；软钢；镍-钛合金例如线弹性和/或超弹性镍钛合金；其它镍合金，例如镍-铬-钼合金(例如，UNS：N06625如625、UNS：N06022如UNS：N10276如其它合金等)、镍-铜合金(例如UNS：N04400，例如400、镍400、400等)、镍-钴-铬-钼合金(例如，UNS：R30035例如等)、镍-钼合金(例如，UNS：N10665例如合金)、其它镍-铬合金、其它镍-钼合金、其它镍-钴合金、其它镍-铁合金、其它镍-铜合金、其它镍-钨或钨合金，等；钴-铬合金；钴-铬-钼合金(例如，UNS：R30003如等)；富含铂的不锈钢；钛；其组合；等；或者任何其它合适材料。

如本文中所提到的，在市售的镍-钛或镍钛合金的一类是被命名为“线弹性”或“非超弹性”的类型，尽管在化学性质上可类似于常规的形状记忆和超弹性种类，但可呈现独特且有用的机械性能。线弹性和/或非超弹性镍钛合金可与超弹性镍钛合金的区别之处在于：线弹性和/或非超弹性镍钛合金在其应力/应变曲线中不显示如超弹性镍钛合金的明显的“超弹性坪区”或“标志区”。相反，在线弹性和/或非超弹性镍钛合金中，当可复原应变增大时，应力继续以大体上线性的方式增加、或者稍微增加，但未必以完全地线性关系，直到塑性变形开始或者在超弹性镍钛合金中至少可以看见超弹性坪区和/或标志区中的更加线性的关系。因此，为了本发明的目的，线弹性和/或非超弹性镍钛合金也可被称为“大体上”线弹性和/或非超弹性镍钛合金。

在某些情况下，线弹性和/或非超弹性镍钛合金与从超弹性镍钛合金区别之处也可在于：线弹性和/或非超弹性镍钛合金可接受高达大约2-5％的应变同时仍然基本上为弹性(例如，在塑性变形前)，而超弹性镍钛合金在塑性变形前可接受高达大约8％的应变。这两种材料可与在塑性变形前仅可接受大约0.2至0.44％的应变的其它线弹性材料记忆区别，例如不锈钢(也可以基于其组成加以区别)。

在一些实施方式中，线弹性和/或非超弹性镍-钛合金是在大温度范围内不显示可通过差示扫描量热法(DSC)和动态金属热分析(DMTA)分析所检测到的任何马氏体/奥氏体相变的合金。例如，在一些实施方式中，在线弹性和/或非超弹性镍-钛合金中，可以在大约-60摄氏度(℃)至大约120℃的范围内不存在可通过DSC和DMTA分析所检测到的马氏体/奥氏体相变。因此，在此非常宽的温度范围内，这种材料的机械弯曲性能对温度的影响会大体上是不敏感的。在一些实施方式中，线弹性和/或非超弹性镍-钛合金在环境温度或室温下的机械弯曲性能与体温下的机械性能是大体上相同的，例如因为它们不显示超弹性坪区和/或标志区。换句话说，在宽的温度范围内，线弹性和/或非超弹性镍-钛合金维持其线弹性和/或非超弹性特性和/或性能。

在一些实施方式中，线弹性和/或非超弹性镍-钛合金可以是大约50至大约60重量％范围内的镍，剩余的大体上为钛。在一些实施方式中，组成为大约54至大约57重量％范围内的镍。合适的镍-钛合金的一个例子是从日本神奈川的古川技术材料公司购得的FHP-NT合金。镍钛合金的一些例子公开于美国专利5,238,004和6,508,803中，各专利的内容以参考的方式并入本文中。其它合适的材料可包括ULTANIUM^TM(从Neo-Metrics公司购得)和GUM METAL^TM(从丰田公司购得)。在一些其它实施方式中，超弹性合金，例如超弹性镍钛合金可以用于获得期望的性能。

至少在一些实施方式中，医疗装置的各部分也可用不透射线材料进行掺杂、由该材料制成、或者包括该材料。不透射线材料被理解成是在医疗过程期间能够在荧光屏上或利用另一种成像技术而产生相对明亮图像的材料。这个相对较明亮的图像帮助医疗装置的使用者确定其位置。不透射线材料的一些例子可以包括但不限于：金、铂、钯、钽、钨、及其合金、二氧化钛、次碳酸铋、铂和硫酸钡、铂-铱、铂-钨、用不透射线填料装填的聚合物材料，等。此外，也可将其它不透射线标记带和/或线圈并入医疗装置的设计中从而获得相同的结构。

在一些实施方式中，可将一定程度的磁共振成像(MRI)相容性赋予所述医疗装置。例如，装置的各部分可由大体上不使图像失真且形成明显的伪像(例如，图像中的间隙)的材料所制成。某些铁磁材料例如会是不合适的，因为它们会在MRI图像中产生伪像。在部分的这些和在其它实施方式中，医疗装置的各部分可也由可以使MRI机器成像的材料所制成。呈现这些特性的一些材料包括例如：钨、钴-铬-钼合金(例如，UNS：R30003，如等)、镍-钴-铬-钼合金(例如，UNS：R30035，如等)、镍钛合金等、和其它。

本发明对一些示例性实施方式的描述包含于一个或多个以下加编号的声明中：

声明1.一种用于神经调节的医疗装置，该医疗装置包括：

包括球囊的球囊导管，该球囊构造且布置成被设置在限定血管腔的血管的内部，其中该球囊包括球囊壁；

设置在球囊壁上的至少一个热敏电阻器阵列，该至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器并且可操作地与电流源接合，至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻，并且

其中该医疗装置是构造且布置成将热传递至该医疗装置周围环境，并且其中至少50％的从医疗装置传递至医疗装置周围环境的热是通过电阻加热而产生。

声明2.如声明1所述的医疗装置，其中电流源是无线射频、交流、和直流中的至少一种。

声明3.如声明1或声明2所述的医疗装置，其中至少90％的从医疗装置传递至医疗装置周围环境的热是通过一个或多个热敏电阻器的电阻加热而产生。

声明4.如声明1-3中任一项所述的医疗装置，其中可操作地与电流源接合的至少一个热敏电阻器阵列包括从电流源延伸至至少一个热敏电阻器阵列的第一导线、和从至少一个热敏电阻器阵列延伸至地线的第二导线。

声明5.如声明1-4中任一项所述的医疗装置，其中至少一个热敏电阻器阵列与独立的地线相联。

声明6.如声明1-5中任一项所述的医疗装置，其中至少两个热敏电阻器各自与独立的地线相联。

声明7.如声明1-4中任一项所述的医疗装置，其中至少两个热敏电阻器与共用的地线相联。

声明8.如声明1-7中任一项所述医疗装置的，其中至少一个热敏电阻器阵列包括至少三个热敏电阻器。

声明9.如声明1-8中任一项所述的医疗装置，其中至少一个热敏电阻器阵列包括至少第一多个热敏电阻器，其中第一多个热敏电阻器各自被设置在从球囊近端开始的第一纵向距离处。

声明10.如声明9所述的医疗装置，其中热敏电阻器阵列包括至少第二多个热敏电阻器，其中第二多个热敏电阻器各自被设置在从球囊近端开始的第二纵向距离处。

声明11.如声明9所述的医疗装置，其中第一多个热敏电阻器被均匀地分布在球囊圆周上。

声明12.一种装置，包括：

可扩张球囊，该可扩张球囊包括外表面并且限定从可扩张球囊的近端延伸至远端的球囊纵向轴线；和

被安装在可扩张球囊的外表面上的至少一个柔性电路，该至少一个柔性电路包括：

第一绝缘层；

在导电层上方的第二绝缘层，和

在第一绝缘层与第二绝缘层之间的导电层；

包括至少一个热敏电阻器的至少一个温度感测装置，其中至少一部分的导电层电性连接到热敏电阻器；

条件是没有电极与导电层相联。

声明13.如声明12所述的装置，其中至少一个热敏电阻器至少部分地位于第一绝缘层的内部。

声明14.如声明12或声明13所述的装置，其中至少一个热敏电阻器具有小于大约0.15毫米的厚度。

声明15.如声明12-14中任一项所述的装置，其中具有相对于第二绝缘层增加的导热性的材料至少部分地位于第二绝缘层的内部并且与至少一个热敏电阻器接触。

声明16.如声明12-15中任一项所述的装置，其中至少一个柔性电路包括沿大致平行于球囊纵向轴线的第一纵向轴线而布置的至少多个热敏电阻器。

声明17.如声明12-16中任一项所述的装置，其中至少一个温度感测装置构造且布置成测量代表所述柔性电路的至少一部分的外表面的温度。

声明18.一种神经调节的方法，包括：

接纳医疗装置，该医疗装置包括：

包括球囊的球囊导管，该球囊构造且布置成被设置在限定血管腔的血管的内部，其中该球囊包括球囊壁；和

设置在球囊壁上的至少一个热敏电阻器阵列，该至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器并且可操作地与电流源接合，至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻；

将至少一个热敏电阻器阵列设置在最接近要被调节的神经的位置；和

将热从医疗装置传递至神经以便对神经进行调节，其中至少50％的从医疗装置传递出的热是通过电阻加热而产生。

声明19.如声明18所述的方法，其中从医疗装置中传递热包括将至少两个热敏电阻器加热。

声明20.如声明18或声明19所述的方法，其中从医疗装置中传递热包括通过测量电阻而监测至少两个热敏电阻器的温度。

声明36.一种医疗装置，包括：

球囊；

设置在该球囊上的热敏电阻器；

其中该热敏电阻器是构造且布置成当向其输送电流时温度升高至治疗温度，并且其中该热敏电阻器的温度可通过热敏电阻器的电阻的测定而确定。

声明37.如声明36所述的医疗装置，其中治疗温度至少为30摄氏度。

声明38.如声明36或声明37所述的医疗装置，其中温度的升高主要是由于热敏电阻器的电阻加热。

声明39.如声明36-38中任一项所述的医疗装置，其中基于热敏电阻器温度与电阻之间的预定关系将热敏电阻器的电阻转换成温度。

声明40.如声明36-39中任一项所述的医疗装置，还包括电性连接到热敏电阻器的电流源、和用于测定热敏电阻器的电阻的电阻测定装置。

声明41.如声明40所述的医疗装置，其中电流源电性连接到包括一个或多个到达引线的电路中的热敏电阻器，并且其中电阻测定装置是欧姆计。

应当理解的是，本发明在许多方面只是说明性的。在不超出本发明的范围的前提下。可以详细地作出变更(例如，部件和/或步骤的形状、尺寸、和布置)。这可包括，在适当的程度内，将一个实施方式的任何特征由于一个或多个其它实施方式中。

Claims (15)

1.一种用于神经调节的医疗装置，所述医疗装置包括：

具有近端区和远端区的细长轴；

位于与所述细长轴的远端区相邻位置的可扩张装置；和

设置在所述可扩张装置的外表面上的至少一个热敏电阻器阵列，所述至少一个热敏电阻器阵列包括至少两个热敏电阻器并且可操作地与电流源接合，所述至少两个热敏电阻器各自具有随温度变化而变化的电阻。

2.如权利要求1所述的医疗装置，其中所述可扩张装置包括可扩张球囊。

3.如权利要求1所述的医疗装置，其中所述可扩张装置包括可扩张笼。

4.如权利要求1-3中任一项所述的医疗装置，其中可操作地与电流源接合的所述至少一个热敏电阻器阵列包括：从所述电流源延伸至所述至少一个热敏电阻器阵列的第一导线、和从所述至少一个热敏电阻器阵列延伸至地线的第二导线。

5.如权利要求1-4中任一项所述的医疗装置，其中所述至少一个热敏电阻器阵列与独立的地线相联。

6.如权利要求1-5中任一项所述的医疗装置，其中所述至少两个热敏电阻器各自与独立的地线相联。

7.如权利要求1-4中任一项所述的医疗装置，其中所述至少两个热敏电阻器与共用的地线相联。

8.如权利要求1-7中任一项所述的医疗装置，其中所述至少一个热敏电阻器阵列包括至少三个热敏电阻器。

9.如权利要求1-8中任一项所述的医疗装置，其中所述至少一个热敏电阻器阵列包括至少第一多个热敏电阻器，其中所述第一多个热敏电阻器各自被设置在从所述可扩张装置的近端开始的第一纵向距离处。

10.如权利要求9所述的医疗装置，其中所述热敏电阻器阵列包括至少第二多个热敏电阻器，其中所述第二多个热敏电阻器各自被设置在从所述可扩张装置的近端开始的第二纵向距离处。

11.如权利要求9所述的医疗装置，其中所述第一多个热敏电阻器绕所述可扩张装置的圆周均匀地分布。

12.如权利要求1-11中任一项所述的医疗装置，其中所述电流源是无线射率、交流、和直流中的至少一种。

13.如权利要求1-12中任一项所述的医疗装置，其中所述至少一个热敏电阻器阵列包括至少一个柔性电路，所述至少一个柔性电路包括：

第一绝缘层；

在所述导电层上方的第二绝缘层，和

在所述第一绝缘层与所述第二绝缘层之间的导电层；和

用于感测温度和产生热的至少一个热敏电阻器，其中所述导电层的至少一部分电性连接到所述热敏电阻器。

14.一种医疗装置，包括：

可扩张构件；

设置在所述可扩张构件上的热敏电阻器；

其中所述热敏电阻器是构造且布置成当向其输送电流时使温度升高至治疗温度，并且其中所述热敏电阻器的温度可通过所述热敏电阻器的电阻的测定而确定。

15.如权利要求14所述的医疗装置，还包括：电性连接到所述热敏电阻器的电流源、和用于测定所述热敏电阻器的电阻的电阻测定装置。