TW201221165A - Catheter apparatuses having expandable mesh structures for renal neuromodulation and associated systems and methods - Google Patents

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201221165 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明之技術大體上係關於腎臟神經協調以及其相關 系統與方法。詳言之，若干具體實例係關於用於血管内腎 臟神經協調之具有可膨脹網狀結構的導管裝置以及其相關 系統與方法。 本申晴案主張2010年10月20日申請且全文以引用之 方式併入本文中之美國臨時申請案第61/4〇5，117號的權利。 【先前技術】 交感神經系統（sympathetic nervous syStem，SNS)為 典型地與壓力反應相關之主要非自主身體控制系統。sns 之纖維神經支配人體之幾乎每一器官系統中的組織且可 影響諸如瞳孔直徑、腸管運動性及尿排出量之特性。此調 節可在維持内穩定方面或在使身體準備好對環境因素之快 速反應方面具有自適應效用。然而，SNS之慢性活化為可 驅使許多疾病病況進展之常見自適應不良反應。腎臟sns 之過度活化尤其已在實驗上及在人類中被識別為高血壓、 容量超負荷病況（諸如，心臟衰竭）及進行性腎病之複雜 病理生理學的很可能的起因。舉例而言，放射性示蹤劑稀 釋已演示患有原發性高企壓之患者中的腎臟去甲腎上腺素 (NE )溢失率增加。 ^臟-腎臟父感神經機能几進可在患有心臟衰竭之患者 令特別明顯。舉例而言，在此等患者中經常發現自心臟及 腎臟至血漿之大幅NE溢流。增高之SNS活化通常會特性 201221165 • 化慢性腎病及末期腎病兩者。在患有末期腎病之患者中， 已演示高於中值之NE血漿含量對於所有起因之死亡及由 於心血管疾病之死亡兩者皆具預測性。此對於罹患糖尿病 性或誘發性對比腎病變之患者亦成立。有證據表明，源自 患病腎臟之感官傳入信號為引發及支持高中樞交感神經出 流之主要起因。 神經支配腎臟之交感神經終止於血管、近腎小球結構 (juxtaglomerular apparatus )及腎小管。刺激腎臟交感神經 可造成腎素釋放增加、鈉（Na+ )再吸收增加及腎臟血流量 縮減。腎功能之此等神經調節組分在特徵為增高之交感神 經緊張度的疾病病況中受到相當大地刺激，且报可能促成 高血壓患者之血壓增加。由於腎臟交感神經傳出刺激的腎 臟血流量及腎小球過濾率之縮減很可能為心臟-腎臟症候群 1 (亦即，作為慢性心臟衰竭之進行性併發症的腎功能障礙） 中腎功能喪失之基礎。用以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作用***感神經阻斷藥物、p阻 斷劑（意欲用以縮減腎素釋放）、血管收縮素轉化酶抑制劑 及受體阻斷劑（意欲用以阻斷血管收縮素II之作用及在腎 素釋放後發生之醛固酮活化），及利尿劑（意欲用以抵消腎 臟交感神經介導性鈉及水滯留）。然而，此等藥理學策略具 有顯著限制，包括有限功效、順應性問題、副作用及其他 者。因此，存在針對替代性治療策略之強烈公共衛生需要。 【發明内容】 本發明之技術係關於用於藉由金管内接取來達成電講 5 201221165 ^ f生及/成熱誘發性腎臟神 ^ ^ -Ο, Λ. 協凋（亦即，致使神經支配腎 臟之神經纖維為惰性戋矣 或在功能方面以其他方式完全 地或部分地縮減）之裝晋 m 放置系統及方法。詳言之，本發明 之技術之具體實例係關於 , . 併入具有一可膨脹網狀結構或其 他敞開式結構之一導管> $ 等e /口療杰件的裝S、系統及方法。該 可膨脹網狀結構可包括至少一 0H 凡件及/或與該至少一元件相 關，該至少一元件經《日能rl·、·Α· . . u 心成在A者一經皮經管腔路徑（例 如，一股動脈穿刺、一胯動脈 動脈及主動脈、一經橈動脈途徑， 或另一合適血_管内路徑）經由 ^，.i由導管而推進之後將能量（例 如’電能、射頻電能、脈動式 ^别八€此、熱能）遞送至一腎動 脈。該可膨脹網狀結構經定士 疋大小及塑形成使得當該網狀結 構在該腎動脈内呈一膨脹έ能 —& θ Λ ^ 〜脫、，且態日年，該能量遞送元件接觸該 腎動脈之ϋ。另外’該可膨脹網狀結構之網狀部分允 許血液流過該網狀物，&而維持至腎臟之血流。另外，在 該網狀結構中及圍繞該網狀結構之也流可冷卻相關能量遞 送兀件及/或周圍組織。在一些具體實例中，相比於在無冷 部之情況下可達成的情形，冷卻該能量遞送元件會允許在 較低溫度下遞送較高功率位準。此特徵被預期有助於在療 去J間產生較冰及/或較大傷口、縮減内膜表面溫度，及/ 或在治療期間縮減過熱風險之情況下允許較長活化時間。 【實施方式】 可參看以下圖式較好地理解本發明之許多態樣。該等 圖式中之組件未必按比例。取而代之，著重點在於清晰地 說明本發明之原理。 201221165 下文參看圖1至圖46B描述該技術之若干具體實例的 特疋細節。儘官下文關於用於使用網狀導管裝置來血管内 協调腎臟神經之器件、系統及方法而描述許多具體實例， 但除了本文所描述之應用及具體實例以外的其他應用及其 他具體實例亦係在該技術之範疇内。另外，相比於本文所 描述之組態、組件或程序，該技術之若干其他具體實例可 具有不同組態、組件或程序。因A，—般技術者應相應地 理解，該技術可具有具備額外元件之其他具體實例，或今 技術可具有無下文參看圖1至圖46B所示及描述之若干特 徵的其他具體實例。 退側（distal )」及 如冬文所使用 (proximal)」疋義相對於治療臨床醫師或臨床醫師之控制器 件（例如’手柄裝配件）的位置或方向。「遠側」或「在遠 二」為遠離臨床醫師或臨床醫師之控制器件或在離開臨床 醫師或臨床醫師之控制器件之方向上的位置。「近側」 近側」為靠近臨床醫師或臨床醫師 ^ ^ ^ 1心徑剌态件或在朝向臨 床醫師或臨床醫師之控制器件之方向上的位置。 臟神經協镅 腎臟神經協調為神經去瞥溫、+ ^ , ”且“ 4仲丄支配腎臟之神經的部分或完全益 月b或其他有效破壞。詳古 ，跃 ’、 + ^ 月,、里協調包含沿著神經 支配腎臟之神經纖維（亦即，傳 ^ 制、卩^及/或傳入神經纖維）抑 制鈿減及/或阻斷神經通信。此盔能^Γ A Μ 太々ϋ Μ ± Α …、月b可為長期的（例如， 水久或歷時數月、數年或數十年 歷時數分鐘、數小時、數天戍數二”或紐期的（例如， 數天或數週之週期 201221165 '功有放地/α療特徵為總交感神經活動增加之若干臨床 病症且尤其有效地治療與中枢交感神經過度刺激相關之 ； 諸女问血壓、心臟衰竭、急性心肌梗塞、代謝症 侯群胰Ij素n糖尿病、左心、室肥大、慢性及末期腎 病。臟衰竭中之不當體液滯留、心臟-腎臟症候群，及摔 傳入神漫彳。號之縮減促成交感神經緊張度/驅動力之全 身性縮減’且腎臟神經協調被預期有用於治療與全身*** 感神經過度活動或機能完進相關之若干病症。腎臟神經協 调可潛在地有益於藉由交感神經進行神經支配之各種器官 及身體結構。舉例而言，中樞交感神經驅動力之縮減可縮 減患有代謝症候群及Π型糖尿病之患者所罹患的胰島素抗 陘另外，骨質疏鬆症可以交感神經方式活化，且可能受 益於伴腎臟神經協調之交感神經驅動力的下調。下文在 章節VI中提供有關患者解剖學及生理學之更詳細描述。 可使用各種技術以使神經路徑（諸如，神經支配腎臟 之神經路徑）部分地或完全地無能。藉由能量遞送元件將 月b 1 (例如，電此、熱能）有目的地施加至組織可在腎動 脈之局域化區帶及腎神經叢RP之鄰近區帶上誘發—或多個 所要熱加熱效應，腎神經叢RP緊密地位於腎動脈之外膜内 或鄰近於腎動脈之外膜。熱加熱效應之有目的施加可沿著 腎神經叢RP之全部或一部分達成神經協調。 熱加熱效應可包括熱切:除及非切除性熱蝕變或損壞兩 者（例如，經由持續性加熱及/或電阻性加熱）。所要熱加熱 效應可包括將目標神經纖維之溫度升高至高於所要臨限值 201221165 • 以達成非切除性熱蝕變，或高於較高溫度以達成切除性熱 银變。舉例而言，對於非切除性熱蝕變，目標溫度可高於 體溫（例如，大約37〇C)但小於約45t：，或對於切除性熱 钮變’目標溫度可為約45t或高於45〇c。 更具體言之’曝露於超過約37。〇之體溫但低於約45。〇 之μ度的熱此（熱）可經由緩和地加熱目標神經纖維或緩 和地加熱灌注目標纖維之企管結構而誘發熱蝕變。在血管 、’σ構又到影響之狀況下，目標神經纖維被拒絕灌注，從而 引起神經組織壞死。舉例而言，此情形可在纖維或結構十 誘發非切除性熱钮變。曝露於高於約45°C或高於約6〇。(：之 的…、可由貫質上加熱纖維或結構而誘發熱韻變。舉 J而=此等較尚溫度可熱切除目標神經纖維或血管結 其士二^者中，可能需要達成熱切除目標神經纖維或 血管結構但小於約9(rc或小於約85。〇或小於約崎及/或小 於約 75°Γ 、、ra ώ： 之恤度。不管用以誘發熱神經協調之熱曝露類型 如何’皆預期腎臟交感神經活動（「RSNA」）之縮減。 α 之選定具艚眚制 圖1說明根據本發明之技術之一具體實例而組態的腎 接：：：調系統10 (「系統10」)。系統1〇包括可操作地搞 月:里來源或能量產生器26之血管内治療器件η。在圖 =具體實例中，治療器* 12 (例如，導管）包括狹 之=二=16具有辑 側延伸件34,及相對於近側部分18在遠 錯20。治療器件12進-步包括可膨脹網狀 9 201221165 結構22，可膨脹網狀結構22 分20卢七μ ^ 匕括女置於軸件16之遠側部 二網=量遞送元件24。如下文更詳細地所解 臟血管22經組態成以低剖面或遞送組態而遞送至腎 臟=(例如，腎動脈）。在遞送至腎臟金管内之目標治療 位點後，網狀結構22隨即經 ’、 丨、，生進步組態成展開為膨脹或治 療從而使能量遞送元件24接觸血管之壁。能量遞送 兀成將能量遞送於治療位點處且提供治療性有 效之電誘發性及/或熱誘發性腎臟神經協調。在—些具體實 例中，網狀結構22可經由遠端致自（例如，經由致動琴％ (諸如’藉由手柄34攜載之旋⑯、銷或控制桿)）而置放成 展開組態或配置。然而，在其他具體實例中，可使用其他 合適機構或技術（例如，自膨脹）而使網狀結構Μ在遞送 組態與展開組態之間可移動。 如下文更詳細地所描述，能量遞送元件24係與網狀結 構22相關。亦即，能量遞送元件24可緊接於網狀結構2卜 鄰近於網狀結構22、黏附至網狀結構22、編織至網狀結構 22中，或以其他方式耦接至網狀結構22。相關能量遞送元 件24亦可藉由網狀結構22自身之選定部分或其整體形 成。舉例而言，網狀物之纖維可能能夠遞送能量。亦應理 解，網狀結構22可包括複數個能量遞送元件24。當提供多 個能量遞送元件24時，能量遞送元件24可獨立地遞送功 率（亦即，可以單極方式被使用）（同時地、選擇性地，或 依序地）’及/或可在該等元件之彳壬何所要組合之間遞送功率 (亦即’可以雙極方式被使用）。此外’可准許臨床醫師視 201221165 情況選擇將哪_ ( t旦 p二此罝遞送元件24用於功率遞送， 以便視需要在腎命）, 24安…t 成高度定製傷口。能量遞送元件 遞:：網狀結構22中。隨著網狀結構膨脹，能量 ^儿件經置放成接觸腎動脈之壁。網狀 =件之接觸力不超過最大力，因此有利地提供可允許 乂 1之傷口形成的較一致之接觸力。 能量來源或能量產& 產生态26 (例如，RF能量產生器）經 組態成產生選定形式另旦 θ 里值之此罝以經由能量遞送元件24 而遞送至目標治療位點。At旦太止。。 、·· 犯里產生态可經由纜線2 8而電耦 1妾Γ療器件12Q至少—供電導線（圖中未示）沿著狹長 16或通過狹長軸件16巾之内㈣傳遞至能量遞送元 且將治療能量傳輸至能量遞送元# 24。控制機構（諸 如’腳踏板32 )可遠接r也丨上 产义 ^ 運接（例如，氣動地連接或電連接）至 能量產生器26以允許操作者起始、終止及視情況調整該能 量f生器之各種操作特性，包括（但不限於）功率遞送。 月&置產生器2 6可經έ且能土、么τ<山右& ，、且態成經由自動化控制演算法30及/或 在臨床醫師之控制下遞送治 縻此里另外，能量產生器20 可包括一或多個評估或θ餹、、舍曾.+ 1, Τ飞口饋凟异法3丨以在療法之前、期間 及/或之後向臨床醫師提供回饋。下文參看圖Ο至圖· 描述關於合適控制演算法及評估/回饋演算法之另外細節。 在—些具时財，系統W組態成提供經由能量 遞送元件24對單極雷揚夕、择、芝 .,^ 平电％之遞送。在此等具體實例中，中性 或分散性電極38可電連接至能量產生器％且附接至患者 之外。Ρ，如圖2所不。另外，一或多個感測器（圖中未示） 201221165 (諸如’—或多個溫度（例如，熱電偶、熱阻器，等等）感 ，器、阻抗感測器、邀力感測器、光學感測器、流量感測 器、化學感測器或其他感測器）可經定位成緊接於能量遞 送元件24或定位於能量遞送元件24内，且連接至一或夕 個供電導線（圖中未示）。舉例而言，可包括總共兩個供^ 導線，其中兩個導線皆可傳輸來自感測器之信號，且—個 導線可用於雙重目的且亦可將能量傳送至能量遞送元件 24。或者，兩個導線皆可將能量傳輸至能量遞送元件“。 產生器26可為可包括處理電路（諸如，微處理器）及 =器之器件或監控器的零件。處理電路可經組態成執行 二控制演算法30有關之經錯存指令。監控器可經組態成與 U通信（例如’經由規線28)以控制至能量遞送 功率及/或獲得來自能量遞送元件24或任何相關 資料之指示(諸如，音訊、視；二r)位:或感測器 成將資訊傳達至另一器件。t他“)，或可經組態 =說明用系統10之具體實例來協調腎臟神經… 12通過血圖供關於有關解剖學之另外細節。治療器件 =過血菅内路徑⑺(諸如，自股動脈 =内橈動脈或輔助動脈中之經皮接取位點至各別腎動 敗 有目標治療位點）而提供對腎神經叢RP之接 取。如圖所說明，軸件16之近 《 Μ之接 者之外部。藉由“管内路徑=段曝露於患 裝配件⑷操縱轴件16之近側部八卜；（例如’經由手柄 砹側邛刀18，臨床醫師可將軸

S 12 201221165 件1 6推進通過有時扭曲之血管内路徑p且在遠端操縱或致 動軸件16之遠側部分2〇。可使用影像導引（例如，電腦斷 層攝（CT)、螢光鏡檢查、血管内超音波（J )、光學 相干斷層攝影（OCT)’或另一合適導引儀器治療，或其組 合）以輔助臨床醫師之操縱。另外，在一些具體實例中， 影像導引組件（例如，IVUS、0CT)可併入至治療器件12 自身中。在將網狀結構22適當地定位於腎動脈RA中之後， 可使用手柄34或其他合適構件而使網狀結構22膨脹或以 其他方式展開，直至能量遞送元件24與腎動脈ra之内壁 進行穩定接觸為止。接著將來自能量遞送元件24之能量的 有目的施加應用於組織以在腎動脈之局域化區帶及腎神經 叢RP之鄰近區帶上誘發一或多個所要神經協調效應，腎神 經叢RP緊密地位於腎動脈！^之外膜内、鄰近於腎動脈RA 之外膜，或極近接於腎動脈RA之外膜。使無能之能量的有 目的施加可沿著腎神經叢Rp之全部或至少—部分達成神經 ^神經協調效應通常至少部分地隨功率、時間、在藉由 、’罔狀結構22攜載之能量遞送元件24與血管壁之間的接觸 及通過血管之血流量而變。神經協調效應可包括去神經支 配、熱切㊉，及非切除性熱#變或損壞（例如，經由持續 :生加熱及/或電阻性加熱)。所要熱加熱效應可包括將目標神 :纖維：溫度升高至高於所要臨限值以達成非切除性熱触 文或咼於較高溫度以達成切除性熱钮變。舉例而言，對 於非切除性熱蝕變，目標溫度可高於體溫（例如，大約37。^ 13 201221165 仁小於肖45 c ’或對於切除性熱飯變，目才票溫度可為約45。〇 或问於45 C。所要非熱神經協調效應亦可進一步包括變更 在神經中所傳輸之電信號。 圖3為說明在腎動脈RA内軸件16之遠側部分20及呈 遞送狀態（例如’低剖面或塌陷組態）之網狀結構22的一 具體實例的橫截面圖，且圖4為在腎動脈RA内呈展開狀態 (例如，膨服組態）之網狀結構22的橫截面圖。首先參看 圖3 ，.周狀！。槽：22之塌陷或遞送組態促進***及/或移除治 療益件12，且在某些具體實例中，促進在腎動脈ra内重 新定位網狀結構22 ^在塌陷組態中，網狀結構22經定大小 及塑形成配合於腎動脈RA内，且其直徑小於腎動脈内腔直 I 52且長度（自網狀結構22之近側末端42至網狀結構22 之遠側末端44 )小於腎動脈長度54。 如圖3所不’軸件16之遠側部分20可以實質方式撓 曲以藉由遵循藉由導引導管、導引導線或外鞘界定之路徑 而進入各別左/右腎動脈。舉例而言，遠側部分2〇之撓曲可 藉由導引導管90 (諸如，在遠側末端附近具有預成型彎曲 部之腎臟導引導管，該彎曲部沿著自經皮***位點至腎動 脈RA之所要路徑引導軸件16)賦予。在另一具體實例中， 治療器件12可藉由嚙合及追蹤***至腎動脈RA中且延伸 至經皮接取位點之導引導線（圖中未示）而引導至腎動脈 RA内之治療位點。在操作時，較佳地首先將導引導線遞送 至腎動脈RA中，且接著將包含導引導線内腔之狹長軸件 1 6越過導引導線而傳遞至腎動脈RA中。在一些導引導線

S 14 201221165 程序中’將管形遞送外鞘91 (下文參看圖8更詳細地描述） 越過導引導線而傳遞（亦即，藉由遞送外鞘界定之内腔越 過導引導線而滑動）至腎動脈RA中。一旦將遞送外鞘91 (圖8)置放於腎動脈中’隨即可移除導引導線且以可通過 遞送外鞘91(圖8)而遞送至腎動脈ra中之治療導管（例 如，治療器件12 )進行交換。此外，在特定具體實例中， 撓曲可（例如）藉由可致動元件36或藉由另一控制元件而 自手柄裝配件34 (圖1及圖2)予以控制。詳言之，狹長 軸件16之撓曲可如Wu等人之美國專利申請案第 12/545,648 號「Apparatus, Systems, and Methods for

Achieving Intravascular, Thermally-Induced Reru NeuromoduUtion」中所提供而實現，該申請案之全文以弓 用的方式併入本文中。或者或另外，治療器件12及其遠你 部分20可藉由***通過可操控導引導管（圖中未示）而由 曲m控導引導管在其遠側末端附近包括預成型或； 操控’f曲部’該彎曲部可藉由來自該導引導管之近側末, 之操縱予以調整或重新塑形。 在將網狀結構22定位於腎動脈RA中之後，在各別， :脈RA内進-步操縱遠側部分20及能量遞送元件24會、” 著各別月動脈RA之内壁而在能量遞送元件24與組織之 建立對合及對準。嚴你丨而 p ，如圖4所示，網狀結構22< 、Θ膨脹，使得能量遞送元彳24接觸腎動脈壁55 在一些具體實财，操縱遠❹卩分2()亦將會 送元件24與腎動脈之壁 斜准十 里道 心雙U之間的接觸。對準亦可包括 15 201221165 量遞送元件24與腎動腑辟c c 言，對於#旦#』_ 之幾何態樣的對準。舉例而 的且辦二b里。、几件24具有具備圓形末端之圓柱形形狀 的具體實例，對準可舍 啤狂办办狀 m . 匕括接觸動脈壁55之縱向表面的對 準。在另-實施例中，_且靜眘"…人 或非作用由h 〃體貫例可包含具有結構化形狀 非作用中表面之能量遞送 遞送元件Mf+it a 包括使能量 動脈壁55。 “結構化形狀或非作用中表面不接觸 -圖5為呈展開或膨脹組態且接觸腎動脈壁55之網狀沾 1沿著圖4之線5'5的橫向橫截面圖。網狀結構22之I :特欲為：與腎動脈壁55之接觸係不連續的。詳言之，網 :::構22包括藉由填隙空間57分離之纖維58或其他實心 ，、。構-件。網狀結構22膨脹且產生内部空間6〇，内部空間 60可為血流經由網狀結構22中之一系列填隙空間57所接 取網狀結構22之另一特徵為：在特定具體實例中，—旦 ***於患者中，網狀結構之膨脹限於腎動脈内腔之直徑 亦即，在某些具體實例中，網狀結構22相比於腎動脈 更具適型性，使得網狀結構22膨脹以橫跨内腔直徑52，但 :會向腎動脈壁55施加足以使腎動脈過度擴張或損傷之徑 向力2因此，在一些具體實例中，網狀結構22之膨脹直徑 荨於腎動脈之内腔直徑52。或者，由於不同患者之間 的腎動脈内腔直徑52可變化，故網狀結構22可經組態成 展開至一血管内腔直徑範圍。舉例而言，網狀結構22可經 〜成在自塌陷狀態至直徑為約1 0 mm之完全展開狀態的 直棱方面無約束地膨脹，且可在腎動脈内展開，直至網狀

S 201221165 '结構22及/或能量遞送元件24接觸動脈壁55為止。 網狀結構22之特徵亦可為其呈塌陷或遞送組態之直 徑:。例如，最小直徑。舉例而言，圖6為呈塌陷組態之治 療器件12之遠側末端區帶2〇的側視圖。網狀結構22之塌 陷直徑62可大致等於狹長軸件16之直徑61。如上文所提 及’舉例而言，治療器件12之定大小及尺寸可經組態成允 許在有或無導引導管之情況下經由股動脈、肱動脈或橈動 脈中之開口而***至患者中。 出於實務目的，狹長軸件16 (包括其所攜載之能量遞 送兀> 件24 )之任何區段的最大外部尺寸（例如，外徑）係 藉由狹長軸件16所傳遞通過之導引導管的内徑規定。在— 特定具體實例中，舉例而言，自臨床觀點而言，8 F^nch 導引導管（例如’内徑為大約〇.〇91吋（2 31 mm))可為用 以接取腎動脈之最大導引導管。在允許能量遞送元件以與 導引導管之間的合理間隙容許度的情況下，狹長軸件Μ 2 最大外部尺寸可表達為小於或等於大約〇 〇85吋（2 W 麵)。在此具體實例中，網狀結構22 (呈塌陷組態且包括 月b置遞送元件 mm)之塌陷直徑Μ。然而，使用較小5]^如讣導引導管 能需要沿著狹長軸件16之較小外徑，舉例而言，待投送 5 French導引導管内之網狀結構22的外部尺寸將=大 0.053吋（1.35_)。在另一實施例十，待投送於 導引導管内之網狀結# 22及能量遞送元# 24的外部尺 將不大於0.070对（1_78 mm)。在又另外實施例中，可使 17 201221165 其他合適導引導管，且軸件16之外部尺寸及/或配置可相應 地變化。 網狀結構22之特徵亦可為其呈塌陷組態之長度64。在 特定具體實例中，預想到，長度64可自網狀結構22之近 側末端42 (例如，在近側末端42及至狹長軸件16之任何 耦接物72的界面處）至網狀結構22之遠側末端44予以量 、J另外呈塌卩43組態之長度6 4通常可適於***至腎動脈 中。亦即，該長度可大致等於或小於腎動脈長度或主腎動 脈（亦即，在分歧點近側的腎動脈之區段）。由於不同患者 之間的此尺寸可變化’故預想到’纟一些具體實例中網 狀結構22可以可適於不同患者之不同大小（例如，具有不 同長度64及/或直徑62)予以製造。 在一具體實例中，網狀結構22之遠側末端44可耦接 至具有圓形遠側部分50之端件74 (例如，套環、軸件，或 頂蓋）以促進將治療器件12無創傷地***至腎動脈中。另 外，狹長軸件16、耦接物72、網狀結構22及端件74可包 括經定大小及塑形成容納控制導線68之通路，控制導線^ 固定至該網狀結構之遠側末端44或端件74且通過狹長軸 件16而傳遞至狹長軸件16之近側部& 18。控制導線μ促 進在其被牵拉或推動以縮短或拉長網狀結構22時網狀結構 22之膨脹及/或收縮。舉例而言’相對於軸彳16在近二牽 拉（亦即’張力增加）控制導線68可藉由將端件Μ牵引 成接近於耦接物72而觸發網狀結構22之 , ^服。相反地， 相對於軸件16在遠側推動（亦即，壓縮增加）控制導線α

S 18 201221165 •可藉由使端件74及耦接物72軸向擴展開而將網狀結構22 拉長至塵縮組態。應理解，可使軸件16或控制導線^相 對於患者固持於固定位置，而平移另—元件以產生上文所 描述之相對移動。在-些具體實例中，網狀結構μ且有彈 :::彈性形狀記憶屬性，使得當移除力時，該網狀結構 舞性地返回至弛豫狀態。可藉由控制導線68施加力以使網 狀結構22變形為一種狀態，且當移除力時，網狀結構a 返回至其他豫狀態。舉例而言，網狀結構22之他豫狀離可 為如圖7所示之膨脹組態，且可推動控制導線μ以拉㈣ 結構22且縮減其直徑，從而將其置放成如圖6所示之塌 =二或:者，網狀結構之他豫狀態可為塌陷或&缩組態， 且可牵拉（施加張力）控制導峻 J導線68以縮短網狀結構22且 坧加其直徑，從而將其置放成膨脹組態。 _ &在、—體實例中，控制導線68可為由金屬或聚合物 ^成之貫心或絞合導線或I線。在其他具體實例（諸如， 圖6及圖7所示之實施例）中，控制導線可為令空管，盆 可越過導引導線66而傳遞以促 ^ 腎動脈。 促進通過血管内路徑而播入至 網狀結構22之近側末端42可經由輕接件 狹長軸:心舉例而言，_接件72可為狹長轴件Μ之一 體士末“例如’可能不為分離件)，或可為與狹 之迆側區帶20相關的分離件。耦 軸件 16相同類型之材料形成， ° 〃、狹長軸件 實射，_”2可:套同:料形成。在-具截 贫衣（诸如，輻射不透明條帶） 19 201221165 成°玄套銥衩繞網狀結構22且將網狀結構22緊固至狹長 軸件16之外部表面。然而，在其他具體實例中，輛接件π 可具有不同配置及/或包括不同特徵。 圖7為呈膨脹組態的_ 6之網狀結構的側視圖。一起 參看圖6及圖7 ’當未***至患者中時’網狀結構22能夠 膨脹至大於塌陷直徑62之最大直徑82。另外，網狀結構 22可經定大小成使得最大直徑82大於腎動脈之内腔直徑 52。在-些具體實例中，舉例而言，當***至患者中時， 網狀結構22 a向地膨脹以橫跨腎動脈内腔。在此實施例 中’網狀結構22之最大橫向尺寸大致或稍微小於（例如， 在能量遞送元件24填充—些空間之實施例中）腎動脈内腔 之直徑52。可在無不當損傷之情況下造成微量血管擴張， 且網狀結構22可膨服，传得|l 脹使付其最大橫向尺寸稍微大於腎動 脈之天_腔直徑52，或使得能量遞送元件稍微按壓至腎 動脈之壁I造成動脈壁之稍微且無損傷之擴張的網狀结 構可在能量遞送7^ 24與動脈壁之間有利地提供穩定接觸 或:吏該能量遞送元件固持於適當位置（即使在動脈 隨者呼吸運動及脈動血流而移動時在另外具體實例中， 内腔直徑52可㈣網狀結構22之膨脹且提供對最大直和 82之限制。此限定可造成網狀結構22相比於圖7所說日^ 扁長球體形狀更多地形成圓柱形漸縮形狀。因為不同 ::的二直徑52變化’所以網狀結構22可; 取介於壓縮直徑62與最大直徑82之間的直徑範圍。 呈耗組態之網狀結構22的特徵可為其沿著狹長轴件 20 201221165 長度8心在所描繪具體實财，網狀結構22 '端42耦接至狹長軸件。隨著網狀結構22賸膠 其直徑增加且並县许 再2勝服， 〃、長度減小。亦即，當網狀結構膨脹時，遠 末::4朝向近側末端42轴向地㈣。因此，膨脹長度 了小於未膨脹或塌陷長度64 (見圖1G)。在某些具體實 歹'’網狀結構之近側末端42或遠側末端44中僅一者 ==接至狹長軸件16。在此組態中，在近侧末端42與遠 二二44之間的距離隨著網狀結構22在膨脹組態與塌陷 1移動*改變。在$外非編結型、網狀物具體實例 參看長度80不會隨著網狀結構22之膨脹而減小。如下文 圖8進—步所論述’舉例而言，可使用遞送外勒以展 構22 ’在一些具體實例中，網狀結構22可在遞送 外鞘縮回時自膨脹及拉長。 罔狀結構.22之&寸受到其物理特性及其組態（例如， 跃叙相對於未膨脹）影響，其物理特性及其組態又可蓉於 4何結構予以選擇。舉例而言，網狀結構22之軸向 科^可經選擇為不長於患者之腎動脈。可自人體解剖學教 之先^ t臨床醫師對通常或如自有目標位點之特定學形態 •刀析所導出的位點之認識而導出腎動脈之尺寸。舉 例而言，i 4立 r y ° 妾取位點與主動脈及腎動脈之接面之間的距離 ^ 例如，ή ΗΠ· π 妾取位點至腎動脈之距離典型地近似約4〇 cm 至約 5 5 c m、、s ^ y)通㊉大於在主動脈與沿著腎動脈之長度的最遠 側治痒> # ΦΙ_ > nn .、""$的腎動脈之長度，其典型地小於約7 cm。 因此，兴如品丄 牛 5 ’預想到’狹長軸件i 6為至少40 cm且網 21 201221165 狀結構在其未膨脹長度64中小於約7 cm。不大於約4 cm 的呈未膨脹組態之長度可適於供大患者群體中使用，且在 膨脹、’且態中提供長接觸區域且在一些具體實例中提供長區 帶以i、置放多個能量遞送元件；然而，在具有較短腎動脈 之患者中，可使用呈未膨脹組態之較短長度（例如，小於 为2 cm )。網狀結構22亦可經設計成與典型腎動脈内腔直 I起工作。舉例而言，腎動脈之内腔直徑52可在約2 mm 與約10 mm之間變化。在一特定具體實例中，在網狀結構 月匕里遞送元件24之置放可關於腎神經叢相對於腎動脈 之估計部位予以選擇。 汝所提及，網狀結構22之膨脹組態長度8〇小於呈壓 、—’心之長度64。在-些具體實例+，長度8〇可小於壓縮 長又 64 、55%、6G%、65%、7G%、75%、80%、 85。/〇或90%。另外，在一此且栌音 二，、體貫例中，膨脹組態直徑82 可為壓縮直徑62之至少i 2体、,〇 <汾 王^ 倍、1.25倍、1>5倍' 丨75倍、 2 倍、2·25 倍、2_5 倍、27$拉 〇 2_75 倍、3 倍、3 25 倍、3 5 倍、3·75 倍、4倍、4·25倍、4.5倍、4 75倍或5倍。 可考量網狀結構22之；？ 4 + Β 尺寸。亦即，典型腎動脈可回應 於灰流改變或患者呼吸等箄之汝键 寻寺之改變而相對於主動脈縮窄、 膨大或移動。網狀結構22可錄雄遮达 j經選擇為結合特定腎動脈内腔 直徑52而使用，此考量在兮娘1此从μ上 μ、’周狀、.，„構處於適當位置之時間 期間此内腔直徑52可改變（如a c又支（例如’鬲達2〇%)。因而，網 狀結構2 2之最大無約束直种π 末1仫82可相對於腎動脈被足夠過 度地定大小以允許在使用湘π % 史用期間之額外膨脹。在一具體實例

S 22 201221165 中，無約束直徑82可為估計腎動脈内腔直徑52之至少1.2 倍、1 ·5倍或2倍。另外，如本文所提供，藉由網狀結構22 相抵於腎動脈壁55之接觸力促進與腎動脈之穩定接觸。此 接觸力受到網狀結構22之材料及構造影響。網狀結構22 可能能夠在腎動脈及所***網狀結構22聯合地採取之特定 直徑範圍内相抵於腎動脈壁55提供實質上恆定/穩定接觸 力。在一特定具體實例中，接觸力遍及（例如）介於約3 mm 至5 mm、5 mm至8 mm或6 mm至10 mm之間的直徑範圍 可實質上穩定。在另一具體實例中，藉由控制膨脹之量或 藉由合適地施加藉由自膨脹網狀結構（例如，藉由用超彈 性材料（諸如，鎳鈦合金（鎳鈦諾（nitinol ))或鎳鈦諾與 絕緣用聚合物塗層之複合物）所製造之網狀結構）產生之 膨脹力，接觸力遍及2 mm至1 0 mm之範圍可為合適的。 膨脹組態直徑 (在患者中） 膨脹組態直徑 (在患者外部） 壓縮組態直徑 膨脹組態軸向長度 (在患者外部） 壓縮組態袖向長度 2 mm 至 8 mm 3 mm 至 12 mm <2 mm 至 <2.18 mm <36 mm <40 mm 3 mm Μ. 8 mm 5 mm 至 10 mm <2.18 mm <30 mm 至<36 mm <40 mm 6 mm 至 8 mm 8 mm 至 10 mm <2.18 mm <32 mm <40 mm 5 mm 至 8 mm 6 mm 至 10 mm <2.18 mm <30 mm <40 mm 3 mm 至 5 mm 5 mm 至 8 mm <2.18 mm <30 mm <40 mm 表1 :呈膨脹及未膨脹組態之網狀結構之近似尺寸的實 例 A.網狀結構之形成 一起參看圖6及圖7，網狀結構22包括結構元件（例 如，絞合線、導線、長絲或纖維5 8 )，該等結構元件經配置 23 201221165 :…界定填隙或填隙空Fa1 ”。如上文所提供，網狀結 構^之特徵可為其轴向長度（例如，呈膨脹組態或未膨脹 :之軸向長度（在患者内部或外部》或其直徑（例如， 呈膨脹或未膨脹組態之最大直徑（在患者内部或外部”。 另外，網狀結構22之特徵可為供形成網狀結構22之結構 兀件。因為在膨脹組態與塌陷組態之間的直徑及長度改變 可涉及絞合線58之重新對準及填隙空間W之幾何結構改 變’所以絞合線58之組成及填隙空間57之幾何結構可至 d /刀地界定網狀結構22之直徑及長度由於組態改變 變之量。 纖：58可由生物相容性金屬、聚合物或複合物形成。 舉例而言’合適金屬可包括不鏽鋼、彈簧鋼、鈷鉻、金、 鉑鉑銀、不鑛鋼或其組合。在纖維58僅係由金屬構成之 具體實例中’整個網狀結構22可包含電極2[舉例而言， 在厂特定具體實例中，網狀結構22可由經鍍金以增強轄射 不透月度及/或電導率之鎳鈦諾構成。合適聚合材料可包括 (例如）聚對苯二甲酸伸乙酿（PET)、聚醯胺、聚醯亞胺、 +乙烯封螭之醯胺共聚物、聚丙烯或聚醚醚酮（peek )聚 合物。在又另外具體實例中，網狀結構22可為導電材料與 非導電材料之組合。 另外，在特定具體實例中，網狀結構22可至少部分地 由輻射不透明材料形成’該等材料能夠被f光鏡地成像以 允許臨床醫師判定網狀結構22《否適當地置放及/或展開 於腎動脈中。輻射不透明材料可包括硫酸鋇、三氧化二鉍、

S 24 201221165 次碳酸鉍、粉末狀鎢、粉末狀鈕或某些金屬（包括金及鉑） 之各種調配物，且此等材料可直接併入至纖維58中或可形 成網狀結構22之部分或完整塗層。 通常，網狀結構22可經設計成在***及膨脹以接觸腎 動脈壁55之内部表面時向腎動脈壁施加所要向外徑向力。 可選擇徑向力以在網狀結構22在患者内相抵於動脈壁而膨 脹時避免由於拉伸或擴張腎動脈之損傷。可藉由計算藉由 典型血壓施加於動脈壁上之徑向力來判定可避免損傷腎動 脈但提供足夠穩定力之徑向力。舉例而言’合適徑向力可 小於約300 mN/mm (例如，小於200 mN/mm)。然而，在其 他具體實例中，徑向力可變化。可影響所施加徑向力之因 素包括網狀結構22之幾何結構及剛度。在一特定具體實例 中，舉例而言，纖維58之直徑為約〇·〇〇5吋至〇 〇〇9吋（〇 mm至mmnO。視纖維58之組合物而定，可選擇纖維直 徑及纖維數量以在膨脹時促進相抵於腎動脈之所要適型性 及/或徑向力。舉例而言，由較剛性材料（例如，金屬）形 成之纖維58相對於由高度可撓性聚合物形成之纖維w可 較薄以達成相似可撓性及徑向力剖面。 β 』在活體内藉由相 關壓力傳感器估定網狀結構22之向外壓力。 具有敞開式結構（例如，低每平方吋材料比率）之夸 狀結構22相比於較封閉式結構（或高材料密度結構心 有較小徑向剛度及強度。纖維厚度亦影響向外壓力、句" 強度及剛度》相比於相同材料之相對較薄 彳二向 寸取雖5 8，較厚鏰 維58提供較大徑向強度及剛度。然 較剛性纖維材料可 25 201221165 補償大體上敞開式編結結構。另外 熱處理及退火）可硬化或軟化纖維材某:次級程序（包括 度。詳言之，對於形狀記憶合金 以影響強度及剛 級程序可變化以向相同起始材料^出ζ’錄欽諾），此等次 而言’可增加彈性範圍或軟度以賦予改；最終屬性。舉例 記憶合金之次級處理影響轉變溫度（亦：：撓性。形狀 徑向強度及剛度時之溫度）。 ，^構展現所要 如，37。〇。 此/皿度可設定為正常體溫（例 網狀結構22可經雷射切割、編結 流體可傳遞通過之適型性結構（例如，㈣=以形成 落伞狀，或球形結構）。在網狀結構22被編降 中，結構22之特性可受到纖㈣目 ：:體實例 例中，網壯έ士隹 # 特疋具體實 構22可具有8個至96個纖維。應理解，： 纖維了由早一長絲（單長 他方式分植在如或藉由經扭轉或以其 外：：起以形成多絲纖維之複數個長絲形成。另 中了 1構22之特徵可為··其編結間距，其在具體實例 中可"於每时1〇個至90個緯紗（亦即，導紗 個至35.5個嶮纱、夕„ ·少a刀3.9 交編結絞合::門二，或其編結角， 線。m 且涵蓋網狀結構22之縱向軸 ' 膨脹組態之網狀結構22的編結角可在2〇。至 =例如’約叫另外，網狀結…螺旋狀： \ 4 ，順時針及反時針螺旋狀物）為大體上卵形、 二、圓筒狀或其他形狀之結構。另外，用以形成網狀結 之編結程序類型可影響其壓縮性。舉例而言，以被稱

S 26 201221165 作「兩個在上及兩個在下（two 0Ver and two under)」之圖 案而編結之長絲相比於較簡單的「一個在上及一個在下（one over and one under)」之圖案將具有較大彎曲剛度。 應理解，網狀結構22相對於狹長軸件16可大體上對 稱且同軸。然而，亦預料到，網狀結構22可經預成型以適 型於腎動脈中之任何不規則性，該等不規則性可藉由成像 或其他技術予以估定。舉例而言，特定大小及類型之網狀 結構可結合患者之特定解剖學特徵予以使用。 療器#之薙外辨實例 圖8至圖12B說明包括根據該技術之具體實例而組態 之可膨服網狀結構的治療器件之額外具體實例。下文所描 述之具體實例可具有與上文所描述之治療器件相同或相似 的許多特徵，且可與用於腎臟神經協調之系統10或其他合 適系統一起使用。另外，本文所提供之具體實例包括可彼 此組合及與其他所揭示具體實例之特徵組合的特徵。為了 致力於提供此等具體實例之簡明描述，本文未描述一實際 實施方案之所有特徵。 舉例而§，圖8說明結合環繞網狀結構822及狭長軸 件16之遞送外鞘91而使用的治療器件812。如上文所提 及，在某些具體實例中’可能有利的是使用具有特定大小 之導引導管90以促進將治療器件812***通過股動脈。可 結合導引導管90而使用遞送外鞘91以接取腎動脈且遞送 徑向受約束之可膨脹網狀結構822。或者，可結合導引導線 (例如，圖7所說明之導引導線66 )而使用遞送外鞘9 i。 27 201221165 當結合導引導管90而使用時，狹長轴件i6之工作長度可 為約40 cm至約125 cm 〇芒广如丄、山 右（例如）使用55 cm長度之導 引導管，則如6之此工作長度可為約至一導 若使用9〇⑽長度之導引導管，則此軸件工作長度可為约 1 05 cm 至約 11 5 cm。 在所描繪具體實例中，網狀結構如可藉由遞送外勒 而固持於徑向I縮組態。移除遞送外勒91會允許網狀社 構m徑向地膨脹，使得能量遞送元件24與腎動脈之㈣ 進行適當對合以供能量遞送。膨脹可為被動的（例如，網 狀結構可自膨脹或可隨著網狀結構經填充有血液而膨服） 或主動的（例如’藉由内部氣球或至網狀結構m之内部 工間中的机體’主射’或藉由張力或在網狀結構M2之遠側 末端上的㈣㈣牵拉及/或在網狀結構⑵之近側末端上 的控制導線推動而縮減網狀結構822之長度以使其直徑膨 脹，來促進膨服）。不管膨脹類型如何，網狀結構822皆可 麵接至可辅助在治療器# 812之移除或重新定位之前壓縮 網狀結構822之控制導線（例如，圖6所說明之控制導線 68)°〜在特定具體實例中，視能量遞送元# 24之置放及數 :而疋’網狀結構822可選擇性地重新定位於腎動脈内以 :供數個部位以供能量遞送。網狀結# 822被預期提供能 量遞送元件24與腎動脈之内壁的穩^接觸，而不阻塞在動 脈内之血流。為此’網狀結冑822可經塑形成包括敞開式 區域以幫助維持正常血流。 圖9說明在遠側末端44處具有開口 之網狀結構

S 28 201221165 9 2 2。網狀結構9 2 2之近伽古AllJ /。± 末知42叙接至狹長轴件丨6，& 遠側末端44终止於铁@ m 件16 而 、、止於.、冬舳圓周區段92中，级 具有與腎動脈内腔直徑52 、、圓周區焱92 2大致相同之直徑。終端圓周區段 92可經界限或以其他 门匕杈 „ . ^ Λ 式、，扁、，我以4除任何突起纖維末端。 另外，終端圓周區段92 w I & 對較剛性以防止擅疊自由遠側 末知44。相比於更具球狀 έ且能&之，.周狀結構，貫質上圓柱形網狀 ' ^供較多表面區域以接觸腎動脈内壁，因此提 供較多潛在表面區域以安裝能量遞送元件2卜 ^ 卜或者:如圖1G所示，網狀結構1G22可經塑形成包括 目對較小退側開口 96，遠侧開口 96經定大小以收納導引導 線66且限制導引導線66之側向偏轉。帛口 96之頸部97 中的網狀物可相對較剛性以幫助使導引導線Μ固持於適當 位置，相似於圖7所說明之端件74。在一些具體實例中， 此配置可幫助維持網狀結構1〇22與血管之間的所要對準。 凋狀結構1022保持大致位於動脈的中心，其中壁 對合力遍及其表面實質上均钱位移）。圖u展示網狀結構 11 22包括封閉式末端98之具體實例。 如先别所提及，可藉由在腎動脈内之血液充溢促進網 狀、’σ構之恥脹。舉例而言，_丨2A說明網狀結構mu之 遠側末端44封閉且敞開式近側末端42與狹長軸件1 6之遠 侧末端軸向地隔開的具體實例。藉由箭頭1〇6描繪之血流 可机動至開口丨〇〇申以用流體動力來敞開類傘或類降落傘 、罔狀結構1222a，從而相抵於腎動脈壁而推動能量遞送元件 24。網狀結構1222a之近侧末端42經由繫栓或導線104而 29 201221165 耦接至狹長軸件1 6。在一些具體實例中，舉例而言，導線 1 04可促進將網狀結構1222a縮回至遞送外鞘中以供移除或 重新定位。在另一具體實例中’網狀結構1222a之遠側末端 44 (而非近側末端42 )經由繫栓而耦接至狹長軸件μ，該 等繫栓在被牵拉時使網狀結構22膨脹◊在又另外具體實例 中網狀結構1222a在近側末端42及遠側末端44處用導線 或用繫栓連接至軸件16，且可藉由使近側末端42及遠側末 h 44上之繫栓附接點相對於彼此移動而使網狀結構1 222a 膨脹或塌陷（例如，遠側末端44可在近側被牽拉以膨脹且 在遠側被推動以塌陷；近側末端42可在遠側被推動以膨脹 或在近側被牽拉以塌陷）。 接下來參看圖12B，根據該技術之另一具體實例而 的網狀結構1222b除了在近側末端42處具有開口 1〇〇以外 亦可在遠側末端44處具有開口 1294以允許最大血流通過 開口 1294。在另外具體實例中，網狀結構122孔之兩個末 端皆可封閉及/或用繫栓連接至狹長轴件16。在此具體實例 中，網狀物可自膨脹。舉例而言，網狀結構12咖可由彈 性或超彈性材料（諸如，錄鈦諾或彈簧回火不鏽鋼）製成 且具有包含膨脹直徑之不受限制組態。自膨脹網狀結構 咖可藉由縮回遞送外鞘91以移除約束力而展開。自膨 脹網狀結構1222b可藉由牵拉導線1〇4縮回至遞送外鞠中 而塵縮。導線1〇4||由如下方式而可為進一步有益的··在 網狀結構丨·與狹長軸件16之遠側末端之間提供可換性 連接，使得若該狹長袖件之遠側末端偏心地定位於動脈 30 201221165 内’則網狀結構1222b保持位於動脈的中心，其中壁對合 力遍及其表面實質上均勻地位移。 c-m遞送元件之大小及組鋇 應瞭解’本文所提供之具體實例可結合一或多個能量 遞送元件24而使用。一起參看圖〖至圖7,舉例而言，與 網狀結構22相關之能量遞送元件24可為分離元件，或可 為網狀結構22之一體式零件。在一些患者中，可能需要使 用能量遞送元件24以產生單一傷口或沿著腎動脈之縱向軸 線圓周地及/或軸向地隔開之多個局灶性傷口的圖案。或者 或另外，可產生具有所要縱向及/或圓周維度之單一局灶性 傷口、一或多個全圓周傷口、在常見縱向位置處之多個圓 周間隔型局灶性傷口、螺旋狀傷口、間斷螺旋狀傷口、大 體上線性傷口’及/或沿著平行於腎動脈之軸線之線的多個 縱向間隔型局灶性傷口。在又另外具體實例中，能量遞送 凡件24可用以產生具有各種其他幾何形狀或圖案之傷口。 視能量遞送元件24之大小、形狀及數目而^，所產生 之傷口可圍繞腎動脈圓周地間隔（在 =可縱向地隔開)。在特定具體實例中，需要二 =㈣周之至少10%以增加影響腎神經叢之機率。 而=ΐ::ΠΓ以滲透至外膜中及超出外膜以從 …： 過深之傷口有干擾非目標組織及 …哉、、、。構（例如’腎靜脈）的風 控制深度亦係理想的。 -里治療之受 在某些具體實财，在治療期間，能4遞送元件24可 31 201221165 腎動脈圓周地重新定位。此角形重 错由壓縮網狀結構且經由手柄装配件34而旋 = 之狭長抽件】…達成，了能量遞送元件24 =: 圓周重新定位以外’能量遞送元件24視情 腎： :之縱長或㈣維度重新定位。此縱向重料位可 予以W Γ 移治療器件12之㈣轴件16 成’且可在能量遞送元件24之角形重新定位 在能量遞送元件24之角形重新定位之後或與能量遞送元件 24之角形重^位同時地發生。在縱向維度及角形維度兩 者上重新定位能量遞送元件24會將該能量遞送元件置放 :第二治療位點處接觸腎動脈之内壁以治療腎神經 者，可經由能量遞送元件24而遞送能量以在此第二治療位 點處形成第二局灶性傷σ。對於多個能量遞送㈣μ盘網 狀結構相關之具體實例，初始治療可引起兩個或兩個以上 傷口 且重新定位可允許產生額外傷口。視情況，可經由 網狀結構22之額外重新定位來形成—或多個額外局灶性傷 在某些具體實例中，經由網狀結構22之重新定位所產 生的傷口分別圍繞腎動脈之角形維度及縱長維度而自初始 傷口圓周地且縱向地偏移。藉由初始能量施加及在能量遞 送元件24之任何重新定位之後的所有後續能量施加沿著腎 動脈而產生的複合傷口圖案可有效地引起不連續傷口（亦 即’其係由多個縱向及角形間隔型治療位點形成）。為了達 成腎臟之去神經支配，如‘自血管之近側末端或遠側末端所 32 201221165 $視’可能需要使複合傷日圖案至少大致自始至終圍繞腎 :之圓周而延伸。換言之，每一所形成傷口覆蓋圓周之 圓弧，且士οήl s之末端所檢視，每一傷口鄰接於或重疊 :拟士蓦以產生實際上圓周傷口。界定實際圓周傷口之 —傷口處於垂直於腎動脈之縱向軸線的單一平面内。 示上圓周傷口係藉由可能不皆處於單一垂直平面内之多 — 界定，但可如此形成圖案之一個以上傷口。包含實 :，周傷口之至少—所形成傷口係與其他傷口軸向地隔 非限制性實施例中，當自血管之末端進行檢視時， \圓周傷口可包含以單一螺旋狀圖案沿著腎動脈而產 之，、個傷口，使得每一傷口橫跨沿著企管圓周之至少Μ :乙伸的圓弧，使得所得傷口圖案完全地涵蓋血管圓周。 個槐u % f+ H ®周傷口可包含不同數目 個傷口。 在、實施例中，如圖13所示，網狀結構1322 (例如， 或閉端式結構）可充#可膨脹部件以相抵於腎動脈 心向地推動搞接至引線11〇之多個能量遞送元件 4。在所插繪具體實例中’引線110可與網狀結構1322分 離，或可鬆散地輕接至或整合至網狀結構1322中以防止引 Πί扭轉或扭接。在特定具體實例中，為了促進在腎動 至'網：：遞送7°件24之穩定接觸，可藉由將引線116編織 將能量二纖維58中或使引線116穿過網狀物中之填隙而 .月b 迗70件24耦接至網狀結構1422，如圖14所干 疋位於網狀結構〗422之外部表面8上戋 33 201221165 網狀結構1422之空間中。 …位可與所要傷二宰::表^ 量遞送元件24可…1關。或者，如圖15所示，能 直接耦接至網狀結構丨5 量遞送元件。 馎U22之纖維58。能 線或规線二 例:二量遞送元件24可呈導電導 帶狀電極。如圖16所示，帶狀雷 極1624可圍繞網狀社 妒狀電 構1622中咬以立他：— 而纏繞，或可編織至網狀結 mm 式耦接至網狀結構1622。帶狀電極 1 624可提供掸‘ + + 帘狀電極 …曰加之表面區域以遞送能 電極1624可在單次能量施加中形成螺旋㈣口 帶狀 妝ί士播彳d τ心成螺旋狀傷口。因此，網 狀^構1622可能能夠在單_ 足夠腎臟去神經支用早:人月匕置施加來提供 極购可以二 所要傷口而定，帶狀電 言，帶狀電極1624可^十f 22而纏繞。舉例而 另卜 乂成放間距或緊密間距螺旋狀物。 另外’相抵於網狀結構1622 陶常遵循網狀結構1622之於7::，使得帶狀電極 成不、表綠旅 之^部分牵拉至内部空間中以允許形 成不連續傷口。另夕卜在 狀電極_中之區帶…人中不接觸腎動脈壁的帶 所据…/ 冷卻能量遞送元件24,如本文 斤M、。或者，如圖17所示，僅帶狀電極1624 可與血管组敏道_愈 . 丨刀130 ，·、、'導電。亦即，帶狀電極1 6 分⑶及非絕緣B 緣型部 形成之所要傷口圖：來選;形(二?:絕緣物h 莱來選擇形成能量遞送元件1624之剝離

S 34 201221165 式部分130的定位及數目。 斤提及 或多個能量遞送元件24可與網狀結構22 相關以形成特定彳集n & 圖案。如圖18所示，能量遞送元件 24a 24b及24c可分佈於網狀結構1822上。可選擇軸向鄰 近能量遞送元件24夕piA t <間的軸向距離（例如，圖19中之距 離140及142)，使得益小在 于韁由每—個別能量遞送元件24形成於 腎動脈』55上之傷口的邊緣重疊或非重疊。軸向距離 或丄42中之-者或兩者可為約2 mm至約1 cm。在-特定具 體貫例中’軸向距離14〇或142可在約2 _至約5咖之 範圍内|另一代表性具體實例中，軸向鄰近能量遞送元 件24可隔開達約3〇 mm。在另一代表性具體實例中，軸向 鄰近能量遞送元件24隔開達約u mm。在又一代表性具體 實例中，軸向鄰近能量遞送元件24隔開達約丨7·5 mm。另 外，軸向距離140可小於、約等於或大於軸向距離142〇 在一些具體貫例中’能量遞送元件24彼此縱向地且圓 周地偏移。舉例而言，圖20A為網狀結構2〇22A的端視圖， 其中能量遞送元件24a至24c以使得元件24c自能量遞送元 件24a圓周地偏移達角度15〇且自能量遞送元件24b圓周地 偏移達角度152的配置而貼附至網狀圖案。圖2〇B為網狀 結構2022A的側視圖’其說明呈大體上圓周對準配置之能 量遞送元件24a、24b及24c。圖20C為具有能量遞送元件 之大體上圓柱形網狀結構2022B的端視圖，能量遞送元件 係以螺旋狀圖案貼附至網狀結構2022B，使得元件24d至

2 4 h彼此圓周地且轴向地偏移。圖2 0 D為網狀結構2 〇 2 2 B 35 201221165 的側視圖。可選擇圓周偏移圓弧或對應徑向角，使得當經 由能量遞送元件24d至24h而向腎動脈施加能量時，在其 中形成約略螺旋狀傷口圖案。視選擇性地安裝於網狀結構 2022B上之能量遞送元件24的數目及定位而定，可使用僅 單次能量施加而用治療器件12來形成具有任何所要圈數之 螺旋狀傷口圖案。在其他具體實例中，能量遞送元件^可 相對於彼此具有各種不同配置（例如，線性、間斷螺旋狀 物、連續螺旋狀物）。 。如先前所論述，能量遞送元件24經定大小及組態以在 操作期間接觸腎動脈之内壁。舉例而言，返回參看圖【及 圖2 ’能量遞送元件24可採取電極之形式，該電極經定大 小及組態以向血管壁施加來自能量產生器％ (圖丨）之 能量的電場。能量遞送元件24可以單極模式而操作。在此 配置中，建立用於所施加之RF電場的返回路徑，例如，藉 由外部分散性電極（例如，_ i及圖”之外部分散 極38)’亦被稱作參照電極（indifferent eiec㈣心）或中性 電極。RF電場能之單極施加用來歐姆性地或電阻性地加熱 在電極24附近之組織。RF電場之施加會熱損傷組織。治療 目標係熱誘發有目標神經纖維中之神經協調（例如，壞死、 熱蝕變或切除）。熱損傷在血管壁中形成傷口。或者，可用 不會熱損傷組織之振盪強度來遞送RF電場，藉以，藉由神 經信號之電修改來達成有目標神經中之神經協調。 月b里遞送元件24之作用中表面區域被定義為可經置放 成相抵於組織進行緊密接觸的元件24之能量傳輸區域。在 36 3 201221165 . 能量遞送元件與血管壁之間的過多接觸可在組織與能量遞 送元件之間的界面處或圍繞該界面產生過度高的溫度從 而在此界面處產生過量熱。此過量熱可產生圓周地過大之 傷口。此情形亦可導致至血管壁之不良熱施加。在一些情 況下，過多接觸亦可導致小的淺傷口。在能量遞送元件與 血管壁之間的過少接觸可引起血管壁之淺表性加熱，從而 產生過小（例如，小於血管圓周之10%)及/或過淺之傷口。 在能量遞送元件24與内部血管壁（例如，圖3至圖5 之腎動脈壁55)之間的接觸之作用中表面區域（asa)極 大地有關於橫越血管壁而產生熱能場以熱影響腎神經叢Rp 中之有目標神經纖維的效率及控制。雖然能量遞送元件之 作用中表面區域（ASA)對於產生理想大小及深度之傷口係 重要的，在能量遞送元件24及電極46之作用中表面區域 (ASA )與總表面區域（TSA )之間的比率亦係重要的 對TSA之比率以兩種方式影響傷口形成：⑴經由電場之 電阻性加熱之程度；及（2 )血流或其他對流性冷卻元素（諸 如，所注射或所輸注之生理食鹽水）之效應。舉例而言， RF電场經由曝露於電場之組織的電阻性加熱而造成傷口形 成。ASA對TSA之比率愈高（亦即，在電極與組織之間的 接觸愈大），則電阻性加熱愈大，例如，所形成之傷口愈大。 如下文更詳細地所論述，血液遍及電極之非接觸部分（ΜΑ 減去AS A )的流動提供電極之傳導性及對流性冷卻，從而 攜載過罝熱能離開在血管壁與電極之間的界面。若ASA對 TSA之比率過高（例如，大於5〇%)’則組織之電阻性加熱 37 201221165 可具過大知：襲性且未攜載走足夠的過量熱能，從而引起過 量之熱產生且增加之狹窄傷口、血栓形成及不良傷口大小 可能性。若ASA對TSA之比率過低（例如，1〇%)，則存在 組織之過少電阻性加熱，從而引起淺表性加熱及較小且較 淺之傷口。在一代表性具體實例中，接觸組織的能量遞送 元件24之ASA可表達為：

0.25 TSA < ASA < 〇.5〇 TSA 超過50%的ASA對TSA之比率可藉由用縮減功率遞送 演算法進行補償及/或藉由使用藉由使電極曝露於血流對電 極之對流性冷卻而仍有&，而無過量之熱產生。如下文進 -步所論述，可藉由遍及電極及向血流中注射或輸注冷卻 流體（諸如，生理食鹽“例如，室溫生理食鹽水或冷来 生理食鹽水））來達成電極冷卻。 *於臨床原因，可藉由導引導管之最大所要尺寸以及 藉由腎動脈内腔自身之大小及解剖學來強加針對電極能量 遞送兀件24之各種大小約束。典型地，能量遞送元件μ 之最大外仫（或非圓形橫截面之橫截面尺寸）$沿著在手 柄裝配件34 m側之狹長軸# i 6之長度所遇到的最大直 徑。如先前所論述，出於臨床原因，藉由狹長軸件16待傳 遞通過血管内路徑14所通過之導引導管的最大内徑來約束 能量遞送元件24之最大外徑（或橫截面尺寸）。舉例而言， 上文所提ί、，饭疋.自臨床觀點而言，8 F⑽化導引導管

S 38 201221165 (其内徑為大約0.091叶或2.31 mm)為待用以接取腎動脈 之最大所要導管，且在允許能量遞送元件24與導引導管之 間的合理間隙容許度的情況下，電極46之最大直徑受約束 至約0.085 11寸或2.16 mm。倘若使用6 French導引導管而非 8 French導引導管，則能量遞送元件24之最大直徑受約束 至約0.070吋或1.7 8 mm。倘若使用5 French導引導管，則 能量遞送元件24之最大直徑受約束至約0.053吋或1·3 5 mm 〇 在一具體實例中，能量遞送元件24可採取圓柱或球之 形式。基於此等約束及上述功率遞送考慮，能量遞送元件 24可具有約0.049吋至約0.051吋（1.24 mm至1.30 mm) 之外徑。能量遞送元件24亦可具有約0.020吋或0.51 mm 之最小外徑以提供足夠冷卻及傷口大小。在一些具體實例 中’能量遞送元件24可具有約1 mm至約3 mm之長度。 在能量遞送元件24為電阻性加熱元件之一些具體實例中， 能量遞送元件24具有約〇_〇49吋至〇_〇51吋（1.24 mm至 1-30 mm)之最大外徑及約1〇 mm至3〇 mm之長度。 在其他具體實例中，可藉由具有不規則或不對稱形狀 之忐量遞送7G件來促進能量遞送元件24之冷卻。舉例而 :,參看圖21及圖22，定位於網狀結構之纖維58當中的 靶里遞送兀件24可具有經組態成接觸腎動脈壁55之作用 表面170及非作用中表面172。由於能量遞送元件24 之不對稱性，非作用中表面172大於作用中表面m。 說明具體實例所示’此不對稱性可由於球狀突出物Η 39 201221165 由於形成不規則非作用中表面 如，齒狀物)。非作用令表面充〜 犬出物叫例 器，此係因為電極能量逆 …遞細牛24之散熱 冷卻血流。因而，在特=;^^ 以任何形狀而形成，農中;;：用實：令，能量遞送元… 於作用t表面⑺之表^^表^72之表面區域大 形成帶狀電極能量遞送元彳 -體貫例中’可 於作用中表面區域。如 2非作用令表面區域大 鬆弛形成至纏繞中且將帶 纟月形可糟由將某-量之 令而實現」 極之部分牵拉至内部空間60 T而貧現。或者，帶姑 Ά形成為具有非對稱區帶。 亦可變更網狀結構 人 促進能量遞送元件24之血液 介導性冷部。圖23說明 稱2322以具有不同網狀物 密度（例如，不同編結間距）之軸向配置型圓柱形區段為 特^具體實例。包括能量遞送元件之區㉗i8Q彳與不包 括能望：遞送元件24夕庶仍ion 一 旰之區奴182父替。區段180相對於不包 括能量遞送元件24之區段182具有開口較大之網狀物。此 配置可促使血液在環繞能量遞送元件24的開口較大之網狀 物中及圍繞該網狀物流動。在一具體實例中，交替區段18〇 及182可作為單一結構之零件被編結，其中在形成網狀結 構2 3 2 2時編結間距變化。 圖24說明包括網狀結構2422之替代性具體實例，網 狀結構2422具有環繞能量遞送元件24的開口相對較大之 網狀物區帶184,及在網狀結構2422之剩餘部分中的較緻 密網狀物186。此網狀結構2422可藉由變化編結間距或藉 Ο 40 201221165 由雷射切割區帶丨84及186而形成。另外，應理解，單— 網狀結構2422可在適當時包括各自具有不同網狀物間距之 2個、3個或3個以上區帶。 在某些具體實例中，網狀結構22可由導電材料形成。 參看圖2 5 ’舉例而言’導線引線19 0可連接能量產生器26 及導電網狀結構2522。網狀結構2522形成接觸腎動脈内壁 且充當能量遞送元件24之接觸區帶1 92。視網狀結構2522 之形狀而定，接觸區帶192可形成具有寬度194之條帶， 其對應於膨脹以接觸腎動脈壁的網狀結構2522之部分。在 此組態中，網狀結構2522能夠產生圓周傷口。該傷口對於 較具管狀或較具圓筒狀之網狀結構2522可較寬，或對於較 具球形之網狀結構2522可較窄。因此，視經由能量遞送元 件^4而施加之功率的強度及每一患者之特定情形而定，網 、、-、。構2 5 2 2可經设計成使得接觸區帶與所需要的一樣寬戋 一樣窄。在某些具體實例中，接觸條帶之寬度194為至少！ 随、2 mm、3 _、4 顏、5 麵或 1〇 _。 牡再他具體實例中，導 缝。斑A丨 · 土 7邢/刀、地> 絕 牛'J而δ ，纖維5 §可為經覆蓋有雷 娩α , 復嬴,電絕緣材料之金屬導 ’·、，、·邑緣材料之部分可經剝離掉 送元件24。处旦Λ 4夕個月b罝遞 且可相MM可為任料小、㈣或數目， 了相對於彼此而定位，如本文 著網狀結構22之長声產生… 舉例而吕’可沿 狀結構22移圓周條帶。可藉由自網 稱22移除所要量之絕緣材料而 寬度。或者，個別扇〃 /成為具有所要 次象限（在網狀結構22之外部及/ 41 201221165 或内部部分上）或選定長絲可使其絕緣物被移除。可以各 種方式自纖維58移除絕緣物以產生充當導電能量遞送元件 24之剝離式部分。舉例而言’可刮掉或切除（例如，藉由 熱輻射來源（諸如’雷射））絕緣物。另外，可藉由遮蔽意 欲在（未遮蔽部分之）雷射切除之後保持絕緣的網狀結構 22之選定部分而形成能量遞送元件。 如圖26所示，網狀結構2622自身可由絕緣型導電材 料形成。在此等具體實例中，藉由選擇性地移除絕緣物以 曝露導電材料而形成之任何個別能量遞送元件24可電連接 至網狀結構2622上之其他能量遞送元件24。可形成（例如， 編結）網狀結構2 6 2 2之導電纖維2 6 5 8，使得網狀結構2 4 上之隔開式部位彼此電連接。在此配置中，為了獲得電獨 立能量遞送元件24 (亦即，其可被分離地啟動及操作），可 使額外網狀結構22與治療器件相關。舉例而言，如圖27 所示，網狀結構2722a及2722b各自包括各別能量遞送元件 24a及24b。網狀結構2722a之近側末端42a與網狀結構2孔 之遠側末端44b可經由使該兩個結構電絕緣之接合件198 而接合。能量遞送元件24a耦接至導線引線19〇a，而能量 遞送元件24b耦接至分離導線引線19〇(b)。藉由向導線引 線190a或190b獨立地供應功率，可分離地啟動能量遞送元 件24a及24b。如圖所示，網狀結構2722a及272孔可結合 導引導線66而使用。在此具體實例中，接合件198可包括 經定大小以容納導引導線之内部通路，且網狀結構2722a 之遠側末端44a亦可以准許使導引導線66通過之開口 i99

S 42 201221165 為特徵。 構22網狀广舞22在膨脹時可呈各種形狀以控制圍繞網狀-構之動脈表面接觸及冷卻流體流。舉例而言，圖2 月/、有自狹長軸件16之縱向軸線徑向地延伸之網狀突出^ 讀的膨脹網狀結構助。複數個網狀突出物則係圍 繞網狀結構2822之圓周而安置’且可包含終止於電極μ 中且准許冷卻流體在中間流動之圓錐形網狀突出物，或可 包含-或多個環形環或其他形狀。同樣地，圖Μ說明形成 於大體上圓柱形網狀本體中且自該網狀本體向外突起之複 數個隔開式環形網狀肋狀物·的膨脹網狀結構“Μ。網 狀肋狀物2981可包括安裝於最外圓周點處之能量遞送元件 24以接觸月動脈壁，同時仍允許血液或其他流體在網狀結 構2922内及圍'繞網狀結構2922流動。網狀點⑽i及網狀 肋狀物2981之形狀可經熱定型至大體上圓柱形網狀本體 中。在所說明具體實例中，網狀結構2822、2922進一步包 括准許使導引導線66通過之遠側開口 2899、2999。 或者，可在單一網狀結構22上形成電隔離型能量遞送 疋件24。舉例而言，圖3〇為網狀結構3〇22的部分透視圖， 網狀結構3022係由藉由非導電材料區段2〇〇分離之絕緣型 導電材料區段202及204形成。區段202及區段204彼此 電隔離，且因此’可支撐各別電隔離型能量遞送元件24， 月& $遞送元件24可藉由移除任何絕緣材料以產生所要大 小、形狀及數目之能量遞送元件24而產生。區段200、202 及204可經由黏附或其他合適技術而接合在一起。 43 201221165 參看圖3卜描繪網狀結構3122之編織組態，发 纖維206 (例如，沿著網狀結構3122之 1縱向 導電，而圓周纖維2❽8非導電。由於結構：編織行) 向纖維可因圓周纖維非導電而彼此電隔離。或者，如縱 所示’具有圓周纖維21〇之網狀結構3222可導電，°圖32 纖維212 #導電。在兩個具體實例中，導電纖維（=向 —06 210 )可經覆蓋有絕緣聚合物。彼此電隔離之多個处 量遞送元# 24可藉由自導電纖維剝離掉絕緣聚合物而： 生。在一特定具體實例中，塗佈導電纖維之絕緣 對於非導電纖維可具有較低㈣溫度。H㈣㈣好^ 使絕緣材料自導電纖維上之所要部㈣融㈣，可產生处 量遞送Μ 24,而不損壞非導電纖維之完整性。詳今之此 能量遞送元件24可藉由自緯向纖維21〇剝‘掉絕緣材料或 藉由將非絕緣型導電纖維簡單地編織至網狀結構3222中而 形成於圓周條帶中。 由月b_送元使^向組鏰施加能詈 返回參看圖卜能量產生器26可向能量遞送元件24供 應連’或脈動式RF電場。儘管連續地遞送rf能量係理想 的仁脈動地施力口 RF能量可能會允許施加相對較高瞬時功 率（例如，較尚功率）、較長或較短總持續時間，及/或較好 X控制血官内腎臟神經協調療法。脈動式能量亦可允許使 用較小能量遞送元件24。 如先則所論述’能量遞送可經由用可併入至能量遞送 疋件24、網狀結構22中或併入於能量遞送元件24、網狀

44 S 201221165 結構22上及/或併入於遠側部分2〇之鄰近區域中/上之一或 •多個感測器（諸如’溫度感測器（例如，執電偶、埶阻琴， 等等）、阻抗感測器、塵力感測器、光學感測器、流量感測 器、化學感測器，等等）所收集的資料予以控制及監控。 感測器可以指定感測器是否接觸治療位點處之組織及/或面 對企流的方式併人至能量遞送元件24中。因為自面對血流 之側至接觸血管壁之側的橫越電極之溫度梯度可（例如） 高達約15°C (對於翻_銀電極），所以指定相對於組織及血 流之溫度感測器置放的能力係顯著的。在包括金電極之其 他具體實例中，此溫度梯度可為約（例如）丨至。在 又另外具體貫例中，溫度梯度可至少邱八&社 反伸没j主乂。卩分地基於電極組態/ 材料而變化。亦預期在其他經感測資料（例如，流量、壓 力、阻抗，等等）中橫越電極之顯著梯度。 :"、《測器可（例如）併入於在功率及能量遞送期間接觸 治療位點處之血管壁的能量遞送元件24之側上或附近，或 可併入於在能量遞送期間面對血流的能量遞送元件Μ之= 置側上，及/或可併入於能量遞送元件24之某些區帶（例 如，遠側、近側、象限，等等）内。在—些具體實例中， 可在沿著能量遞送元件24或網狀結構22及/或相對於血流 之多個位置處提供多個感測器。舉例而令 概 _ 。 可提供複數個 圓周及/或縱向間隔型感測器。在一具體 j γ ，第一咸 [ 器可在治療期間面對血管壁，且第二感測器力、 』阳對血流。 或者或另外，可使用各種微感測器以獲 .淹…-仙 A獲取對應於能量 遞迗兀件24、血管壁及/或橫越能量遞送元 IT 而流動之 45 201221165 血液的資料。舉例而言，可實施微熱電偶及/或阻抗感測器 之陣列以獲取沿著能量遞送元件24或治療器件之其他零件 的資料。在適用時，可在能量遞送之前、與能量遞送同時 地或在能量遞送之後或在能量脈動中間獲取或監控感測器 資料。所監控資料可用於回饋環路中以較好地控制療法°， 例如，判定是否繼續或停止治療，且其可促進增加或縮減 功率或較長或較短持續時間療法之受控制遞送。 E.邏繞能詈遞送元件之a洎 非目標組織可受到在各別腎動脈内之血流保護，該血 流充當攜載走過量熱能之傳導性及/或對流性散熱器。舉例 而言’因為血流不受到狹長軸件16、網狀結構以其所攜 載之能量遞送元件24阻斷，所以在各別腎動脈中血液之原 生循環用來自非目標組織及能量遞送元件移除過量轨能。 藉由灰流對過量熱能之移除亦允許在較低表面溫度下較高 功率之治療’纟中隨著自電極及非目標組織攜載走轨能， Z更多功率遞送至目標組織。以此方式，i管内遞送之 二：熱經定位成緊接於血管壁之目標神經纖維以協調目 才示神I纖維，而在各別腎臟動脈内之血流保護血管壁 目標組織免於過度或不良熱損傷。 ::能需要藉由橫越能量遞送元件24而誘發額外原生 技供增強型冷卻。舉例…臨床醫師可實施若干 曰加通過腎動脈或到達能量遞送元# 24自身之灌 二=術包括將部分阻塞元件(例如，氣球)定位： 游皆本體（諸如，主動脈Μ，或定位於腎動脈之-

S 46 201221165 部分内，以改良橫越能量遞送元件之流動。 舉例广吕，目33說明在腎動脈中之假想血流。認為灰 流⑺係層狀的，亦即’展現流動速度梯度。在最接近於 動脈之中心的區域（例如，區域214)中，血液流動速度F 相對於較接近於腎動脈壁55之區域（例如，區域2i5)可 較快。因此，最靠近能量遞送元件24之部位的血流”目對 慢。因A可藉由血流來介導能量遞送元件24之冷卻，所以 可藉由在腎動脈中重新引導血流F以使得圍繞能量遞送元 件24之金液流動相對較快來達成改良型冷卻。 圖34說明流體重新引導元件22〇大致定位於腎動脈之 令心内的具體實例。因此’藉由箭頭216表示之流動血液 (包括較快流動血液）被重新引導朝向能量遞送元件Μ。流 體重新引導元件可為經定位成促使血液朝向網狀結構3 上之能量遞送元件24流動的任何生物相容性材料，諸如， PET。 如圖35所示，流體重新引導元件22〇可大體上沿著狹 長轴件16之軸線222而自狹長軸件μ之遠側末端區帶2〇 延伸。對於使用導引導線66之具體實例，流體重新引導元 件220可包括經定大小及塑形成容納導引導線66之一體式 通路224。另外，在一些具體實例中，流體重新引導元件 220之軸向長度226可為呈膨脹組態之網狀結構3422之軸 向長度80的至少25%、至少50%或至少75%。在任何狀況 下，為了最大化經重新引導之血流，流體重新引導元件22〇 可至少足夠遠地延伸至網狀結構3422中，使得通過能量遞 201221165 送元件24 (例如，24a或24b )且正交於軸線222之虛軸線 230相父於流體重新引導元件22〇。流體重新引導元件 之直徑228可膨脹，使得在其未膨脹狀態下，其與網狀結 構3422之***、重新定位及移除大體上相容，且在其膨脹 狀怠下，其經組態成可朝向較接近於腎動脈壁之區域（例 如，圖33之區域215 )重新引導血流。如圖36所示，在塌 陷組態中，網狀結構3422可適型於流體重新引導元件 之形狀。直徑228可稍微大於、約等於或小於狹長軸件之 直徑61。在一具體實例中，直徑228可小於約2 。 如圖37所示，流體重新引導元件221可包括表面特徵 240 (例如，流體動力學特徵）以增加經過網狀結構3722 上之能罝遞送元件24的血流。表面特徵24〇可包括形成於 流體重新引導元件220之表面上的凸片（fin)、凹槽、通道 或旋條（rifling )。 圖38說明流體重新引導元件223係由可壓縮材料（諸 如，開放氣室式發泡體）形成之具體實例。流體重新引導 元件223内之孔隙242允許血液進入流體重新引導元件223 且促進其在腎動脈内之膨脹。然而，因為流體重新引導元 件2 2 3可壓力目至較低剖面’所以其膨脹性可能不會干擾产 療器件之***及/或移除。以此方式，流體重新引導元件2 2 3 可經組態成具有相對大於狹長軸件之直徑6 1的膨脹直徑。 或者，流體重新引導元件223可採取可充氣氣球或可膨脹 網狀物之形式，如圖39所示。在圖39中，流體重新引導 元件225可由相對於網狀結構3922較緻密之網狀物形成。 48 201221165 流體重新引導元件亦可結合傘型或降落傘型網狀結構 22而使用。舉例而言，如圖40所說明，網狀結構4〇22之 近側末端42可經由導線262而轴向地分離且耦接至狹長軸 件16。流體重新引導元件227 (例如，實心、發泡體或可 膨脹網狀物）可沿著導，線262而安置以朝向能量遞送元件 24重新引導血流264。 除了被動地利用血流作為散熱器㈣，或作為被動地 利用血流作為散熱器之替代例’可提供主動冷卻以移除過 量熱能且保護非目標組織。舉例而言，可將熱流體輸注液 注射、輸注或以其他方式遞送至開路系統中之金管内。用 於主動冷卻之熱流體輸注液可（例如） 、丨如）包括（室溫或冰凍） 生理食鹽水或一些其他生物相容性汐 注，现體。熱流體輸注液可 (例如）經由一或多個輸注内腔及/或淳 〜千阳3丨入通過治療器件 12。當引入至血流中時，孰流贈齡^、、+、士 體輪/主液可（例如）在自能 I遞送元件24之上游的部位處或在相 ^ ^ 飞在相對於設法保護之組織 的其他部位處引入通過導引導管。 ^ A 仕特定具體實例中， 流體輸注液通過内腔而注射至内部办 ^ E , 1二間60中，以便流動通 過在長絲58之間及圍繞能量遞送 、λ汰， 件24的填隙空間。在 >口療位點附近遞送熱流體輸注液（ 閉玖i / 、 、丄由開路系統及/或經由 閉路系統）可（例如）允許施加増加力率治療、可允 許在能量遞送期間於Η壁處維持較低溫度、可促進產生 較深或較大傷口、可促進縮減治療 產生 雷炻士， -V…人 料間、可允許使用較小

€極大小，或其組合。 μ J 因此，治療器件12可包括用於開 Ί路冷部系統之特徵， 49 201221165 请如，與輸注液來源及栗送機構（例如，手動注射或電動 化乘）進行流贈連通之内腔，以在能量遞送期間自患者外 部通過狹長軸件16且朝向能量遞送元件24而向患者之血 流中注射或輸注生理食鹽水或一些其他生物相容性熱流體 輸液另外，狹長.轴件之遠側末端區帶2〇可包括一或多 個痒以直接在治療位點處注射或輸注生理食鹽水。 統之傕用 遞送、偏鏟乃荖姑 如先則所提及，本文所描述之治療器件的任一具體實 例可使用經導線（Qver_the_wke，「QTW」）技術或快速交 換（rapid exchange， 「RX」）技術予以遞送。當以此方式 遞送時狭長軸件16包括可供導引導線通過之通路或内 ^或者，本文所描述之任一治療器.件可使用習知導引導 :或預彎曲腎臟導引導管（例如，如圖8所示）予以展開。 當使用導引導管時，使用習知技術來曝露股動脈且在股三 角之基部處進仃套管***。在一途徑中’可將導引導線插 通過接取位點，且使用影像導引通過股動脈而傳遞至胯 動脈及主動脈中且傳遞至左腎動脈或右腎動脈中。可將導 弓丨導管越過導引導線而傳遞至所接取之腎動脈中。接著可 移除導引導線。或者，可使用經特定地塑形及組態成接取 腎動脈之腎臟導引導管’而非使用導引導線。又或者，可 使用血&攝導引且在無需導引導管的情況下將治療器件 自股動脈投送至腎動脈。 當使用導引導管時，可實施至少三種遞送途徑。在一

S 50 201221165 途徑中，可使用—或多 a夕種上述遞达技術以於腎動脈内剛好 動矿之入口之遠側定位導引導管。接著經由導引導管 而將’口療益件投送至腎動脈中。—旦將治療器件適當地定 位於月動脈内，隨即可將導丨道其&取^〆 』將導引導官自腎動脈縮回至腹主動 脈中。在此途經Φ ,道2丨& rt* 中導引導管應經定大小及組態成可供治 療裔件通過。舉例而言，可使用6以⑽導引導管。 在第一途樘中，將第一導引導管置放於腎動脈之入口 處（在有或無導引導線之情況下）。將第二導引導管（亦被 稱作遞送外幻經由第—導引導f (在有或無導引導線之 輔助的情況下）而傳遞至腎動脈中。接著經由第二導引導 管而將治療器件投送至腎動脈中。一旦將治療器件適當地 定位於腎動脈内，隨即縮回第二導引導管，從而將第一導 引導S留在月動脈之入口處。在此途徑中，第一導引導管 及第二導引導管應經定大小及組態成可供第二導引導管在 第一導引導管内通過（亦即，第一導引導管之内徑應大於 第一導引導管之外徑）。舉例而言，8 Freneh導引導管可用 於第一導引導管，且5 French導引導管可用於第二導引導 管0 在第三途徑中，於腹主動脈内剛好在腎動脈之入口之 近侧定位腎臟導引導管。本文所描述之任一治療器件可傳 遞通過導引導管且傳遞至所接取之腎動脈中。回應於經由 手柄裝配件3 4而施加至狹長軸件16之力，狭長軸件無創 傷地傳遞通過導引導管。 B.所施加能量之搾f丨 51 201221165 在用於向目標組織遞送療法的本文所揭示之治療的情 況下，可能有益的是以受控制方式將能量遞送至目標神經 結構。能量之受控制遞送將允許熱治療區延伸至腎筋膜 (—1 fascia)内’同時縮減對企管壁之不良能量遞送或熱 效應。能量之受控制遞送亦可引起較一致、可預測且有效 率之全面治療。因此，如先前所提及，能量產生器Μ可包 括以處理器為基礎之控制件，包括且 匕枯具有用於執行演算法30 (見圖1)之指令的記憶體，以控制功率及能量至能量遞送 益件24之遞送。演算法30(圖41中展示其代表性具體實 例）可實施為習知電腦程式，以供叙接於能量產生器26之 處理器執行。使用逐步指令之戍 ro床醫師亦可手動地實施演 算法30。 根據演算法所監控之操作參數可包括（例如）溫度、 時間、阻抗、功率、流動速度、體積流率 '血壓、心率， 等等。離散溫度值可用以觸發功率或能量遞送之改變。舉 例而吕，局溫度值（例如，8 5。厂、可4匕_ C) 了心不血栓等等之風險增 加，在此狀況下，演算法可诂,七& 、 了減小或停止功率及能量遞送以 防止對目標或非目標組織之 个民熱效應。或者或另外，時 間可用以防止對非目標έΒ純.β π Α Α 不、，且、哉之不良熱蝕變。對於每一治 療，檢查設定時間（例如，2分鐘） 麵）以防止不疋的功率遞送。 阻抗可用以量測組織改轡。 _ 支 阻抗扎不治療位點之電屬 性.。在熱電感性具體實例中，杏 只π甲，虽向治療位點施加電場時， 阻抗將隨著組織對電流之抗性 — 丨夂小而減小。若施加過多能 置，則在電極附近可能會發生組織乾縮或凝結。當治療位

S 52 201221165 點處之組織變得乾縮或其水含量減小時，其導電性變小， 從而引起所感測阻抗之總體增加。當在電極之表面形成高 阻抗凝、、Ό物時，所覆蓋區域在某種程度上變得絕緣且作用 中表面區域有效地減小。阻抗係與電極表面區域成反比。 因此，使電極之部分昭绝 刀、，、邑緣且減小作用中表面區域可引起阻 抗增加。組織阻拍·之极^ _ 之&加可^不或預測對目標或非目標组 、:：不良熱钮變。在其他具體實例中，阻抗值可用以估定 此，遞送7L件24與組織之接觸。對於單電極組態，相對高 ‘“疋P抗值可私不良好接觸。對於多電極組態，兩個電 極上的相對高之轉定 抗值及阻抗值的相對小且穩定之差 可指示與組織之良好接觸。 差 ,,觸因此，可向下游監控器提供阻 下游監控器又可向臨床醫師提供關於能量遞送元 器在控制療法遞送時之有效夫/者或另外，功率為監控 變。噴1 $ τ π 有效$數。功率隨電壓及電流而 异法可修整電麼及/或電流以達成所要功率。 亡=數之導W改變率）亦可 ^ ^ 舉，j而s，可監控溫度改變率，使得 倘右偵測溫度突然上 文干使付 改變率，使得η 1細減功率輪出。亦可監控阻抗 使侍倘右偵測阻抗突然上升， 如在圖41中所見，當臨床醫師起卜//力率輸出。 腳踏板）時，控制演算法3。包括用：二療（例如，經由 -時間週期例如，15秒） 吏產“ 26遍及第 第-功率位準Pl (例如，5瓦特心：輸出逐漸地調整至 期間之功率增加係大體上。在第-時間週期 、、，°果，產生器26以大體 53 201221165 上’亙定速率Pi/i|增加其功率輸出。„戈者 線性的(例％，指數的或抛物線的增加可為非 -旦達成以…演算法隨即可保)持27；^變的。 止，歷時預定時間週期^ (例如，3^新時間u 遍及預定時間週期t卩^;在t2時，功率 如，1瓦特）：Λ 秒)增加達預定增量（例 瓦特）而至Ρ2。遍及預定時 量的此功率上升可繼續直至達成最大功=1瓦=預定增 其他條件為止。在_具體實例 _或滿足某- J T [ΜΑΧ為8瓦特。力 具體實例令，IW為1〇瓦特。視情…φ符在另一 功率P m /功率可維持於最高

::歷時所要時間週期或高達所要總治療時間（例 如，尚達約120秒）。 、J 在圖Μ中’演算法30說明性地包括功率控制演算法。 然而，應理解，戍者，宫笪 解：¾者次算法30可包括溫度㈣演算^ 例而言’可逐漸地增加功率，直至獲得所要溫度歷時所 ㈣續時間為止。在另—具體實例中，可提供功率控制演 异法及溫度控制演算法之組合。在又另外具體實例中演 算法3〇可包括額外特徵及/或具有不同參數。 田如所論述，演算法30包括監控某些操作參數（例如， /皿度、時間、阻抗、功率、流動速度、體積流率、灰壓、 。率等等）。操作參數可被連續地或週期性地監控。演算 法3 0對照預定參數設定檔來檢查所監控參數，.以判定該等 >數個別地或組合地是否屬於藉由預定參數設定檔設定之 範圍。若所監控參數屬於藉由預定參數剖面設定檔設定之 .祝圍，則可以所命令之功率輸出繼續治療。若所監控參數

S 54 201221165 不屬於藉由預定參數設定檔設定之範圍，則演算法3〇相應 地調整所命令之功率輸出。舉例而言，若達成目標溫度（： 如，65。(：），則使功率遞送保持恆定，直至總治療時間（例 如’ 120秒）已期滿為止。若達成或超過第一溫度臨限值（例 如，70。〇,則以預定增量（例如，〇 5瓦特、1〇瓦特，等 等）縮減功率，直至達成目標溫度為止。若達成或超過第 二功率臨限值（例如’ 85。〇,從而指示不良條件，則可終 止功率遞送。系統可經配備有各種聲訊及視覺報警器以向 操作者警報某些條件。 ° ° ° α以下為一非詳盡事件清單，在該等事件下，演算法3〇 可凋整及/或終止/中斷所命令之功率輸出： (1 )所量測溫度超過最大溫度臨限值（例如，約7〇它 至約85°C )。 (2)自所量測溫度所導出之平均溫度超過平均溫度臨 限值（例如，約6 5。〇)。 (3 )所量測溫度之改變率超過改變率臨限值。 ^ ( 4 )在產生Is 26具有非零輸出時，遍及一時間週期之 溫度上升低於最小溫度改變臨限值。在能量遞送元件24與 動脈壁之間的不良接觸可造成此條件。 (5 )所量測阻抗超過阻抗臨限值（例如，<2〇歐姆或>5〇〇 佶二6)所量測阻抗超過相對臨限值（例> ’阻抗自起始 或基線值減小且接著上升至高於此基線值）。 (7)所里測功率超過功率臨限值（例如，>8瓦特或>10 55 201221165 瓦特）。 斤里測功率遞送持續時間超過時間臨限值（例如， >120 秒）0 應理解，上述參數清單僅僅係作為 他具體實例中，，、宫筲土，Λ 任其 中，貝算法30可包括各種不同參數。舉例而言， 不同電極設計/組態可引起對操作參數之改變。 。 有利地，相比於（例如）在電生理學治療中用 心臟組織切除之, Χ ’、 革位準（例如，大於約15瓦特（例如， 大於約30百位、+丄亡 、寺）之功率位準）’在根據本發明之技術之腎 臟神經協調治療期簡 期間所遞送之最大功率的量值相對低（例 如’小於約15瓦牲r办丨丄 瓦特（例如，小於約10瓦特或小於約8瓦 碉，所I4可利用相對低功率位準以達成此腎臟神經協 =所㈣⑽在（例H f生理學治療中所使用之較高 功率位準（例如，高於約1 5瓦特之功I彳隹 瓦特之功率位準）下所需要的 t 體積’在功率遞送期間將能量遞送元件及/或非 广維持處於或低於所要溫度（例如，處於或低於約 如，處於或低於約则所需要的血管内輸注液 之w率及/或總體積亦可相對較低。在使用主動 具體實例中，右刹士 有利地’血管内輸注液輸注之流率及/或總體 積的相對縮減可促進在禁忌利用較高功率位準且因此禁忌 利用對應較高輸注液速率/體積的較高風險患者群組（例 =有心臟病、心臟衰竭、腎機能不全及/或糖尿病之患 者）中使用血管内輸注液。 在包含相對大能量遞送元件24之具體實例（例如，諸

S 56 201221165 如圖25所示之呈 全部或大部分非絕缘）中其中網狀結構導電且網狀結構之 神經協調治療可在根據本發明之技術之腎臟 及大區域而擴展〜大量值之功㈠例而言，在遍 率之相對大能量遞送元件的情況下，約 W之功率位準可能為足夠的。 裝套J 分-佈、運銷售的預也 一 所不，圖1所示之系統1 〇之一或多個組件可 起封裝於套組276中以便於遞送至客戶/臨床操作者且供 ^吏用。適於«之組件包括治療器件12、用於將治療器 連接至肊里產生器26之纜線28、中性或分散性電極 及或或夕個導引導管（例如，腎臟導引導管）。纜線 28亦可整合至治療器件12中，使得將兩個組件封裝在一 起。每—組件可具有其自己的無菌封裝（對於需要滅菌之 組件）’或該等組件可具有在套組封裝内之專用滅菌隔室。 此套組亦可包括逐步使用指令，其向操作者提供技術產 品特徵及操作指令以使用系統1G及治療器件12，包括本文 所揭示之治療器件12的所有***、遞送、置放及使用方法。 V.所揭示技術之額外臨庆佶用 儘管本發明之技術之某些具體實例係關於至少部分地 去神經支配患者之腎臟以阻斷自腎臟血管（例如，腎動脈） 内之傳入及/或傳出神經通信，但本文所描述之裝置、方法 及系統亦可用於其他血管内治療。舉例而言，上述導管系 統或此系統之選擇態樣可置放於其他周邊血管中以遞送能 57 201221165 量及/或電場，以藉由變更緊接於此等其他周邊血管之神經 來達成神經協調作用。自主動脈出現多個動脈血管，其與 豐虽的神經集合並排地行進至目標器冑。利用動脈以接取 及協》周此等神經可在多種疾病病況中具有清晰的治療性可 能性。-些實施例包括合圍腹腔幹、冑系膜上動脈及腸系 膜下動脈之神經。 被稱作腹腔幹的緊接於或合圍動脈血管之交感神經可 傳遞通過腹腔神經節且跟隨腹腔幹之分支以神經支配胃、 小腸、腹部血管、肝'膽f、膽囊、姨臟、腎上腺及腎臟。 〜體上（或經由選擇性協調而部分地）協調此等神經可使 能夠治療如下病症：包& (但不限於）糖尿病、胰臟炎、 肥胖问血壓、肥胖有關高血壓、肝炎 '肝腎症候群、胃 潰瘍、胃運動性障礙、腸激躁症候群及自體免疫病症（諸 如’克羅恩氏病（Crohn's disease ))。 被稱作腸系膜下動脈的緊接於或合圍動脈血管之交感 神經可傳遞通過腸系膜下神經節且跟隨腸系膜下動脈之分 支以神經支配結腸、直腸、膀胱、性器官及外生殖器。總 體上（或經由選擇性協調而部分地）協調此等神經可使能 夠治療如下病症：包括（但不限於）GI運動性障礙、結腸 炎、尿滞留、尿頻、失禁、不育症、多囊性卵巢症候群、 早洩、***困難、***困難及***痙攣。 雖然本文已提供所公認之動脈接取及治療，但所揭示 裝置、方法及系統亦可用以自周邊靜脈或***内遞送治 療0

S 58 201221165 …以下論述提供關於有關患者解剖學及生理學之另外細 此章節意欲補充及擴充關於有關解剖學及生理學之先 刖珊述，且提供關於所揭示技術及與腎臟去神經支配相關 之治f性益處的額外内容。舉例而言，如先前所提及，腎 臟、B、.。構之數種屬性可告知用於經由血管内接取而達成 腎臟神經協調之治療器.件及相關方法之設計，且強加針對 此等器件之特定設計要求。特定設計要求可包括接取腎動 脈、促進在此等器件之能量遞送元件與腎動脈之内腔表面 或壁之間的穩定接觸，及/或用神經協調裝置來有效地協 腎臟神經。 °° A •复-感神經条絲. 交感神經系統（SNS)連同腸神經系統及副交感神經系 統一起為自主神經系統之分支。其在基底位準下總是具活 陡（被稱作交感神經緊張度）且在壓力時間期間變得更具 活性。如同神經系統之其他部分，交感神經系統經由一= 列互連神經元而操作。交感神經元被頻繁地視為周邊神麵 系統（PNS )之部分，但許多交感神經元位於中樞神經*** (CNS )内。脊髓之交感神經元（為CNS之部分）經由一系 列交感神經節而與周邊交感神經元通信。在神經節内 如交感神經元與周邊交感神經元經由突觸而接人。 ， 口 四此， 脊髓交感神經元被稱作突觸前（或神經節前）神經元，而 周邊交感神經元被稱作突觸後（或神經節後）神經元。 在交感神經節内之突觸處，神經節前交感神經元釋效 59 201221165 乙醯膽鹼’其為結合及活化神經節後神經元上之菸鹼乙醯 膽鹼受體的化學信使。回應於此刺激，神經節後神經元主 要地釋放正腎上腺素（去曱腎上腺素）β延長之活化可誘使 自腎上腺髓質釋放腎上腺素。 一旦釋放’去甲腎上腺素及腎上腺素隨即結合周邊組 織上之腎上腺素激導性受體。結合至腎上腺素激導性受體 會造成神經元及激素反應。生理學表現形式包括瞳孔擴 張、心率增加、偶發性°區吐及血壓增加。歸因於汗腺之膽 驗激導性受體的結合而亦看到發汗增加。 交感神經系統負貴上調及下調活有機體中之許多體内 恆定機制。來自SNS之纖維神經支配幾乎每一器官系統之 組織，從而向諸如瞳孔直徑、腸管運動性及尿排出量之事 項提供至少某一調節功能。此反應亦被稱作身體之爻减會 廣沒及應（)，此係因為結束於 腎上腺髓質中之神經節前交感神經纖維（而且所有其他交 感神經纖維）分泌乙醯膽鹼，其活化腎上腺素之分泌且在 較小程度上活化正腎上腺素（去甲腎上腺素）之分泌。因 此，主要地作用於心血管系統之此反應直接經由經傳輪通 過交感神經系統之脈衝予以介導，及間接經由自腎上腺髓 質所分泌之兒茶酚胺予以介導。 科予上典型地將S N S視為自動調節系統，亦即，不受 意識意念干擾而操作的系統。一些理論演化者提出，交威 神經系統在早期有機體中操作以維持存活率，此係因為交 感神經系統負責使身體為動作作準備。此作準備之一實例

S 60 201221165 .係在醒來之前的時刻中交感神經性出流自發地增加以 準備好動作。 1 神經舖 如圖43所示，SNS提供允許腦與身體通信之神經網 路=感神經源自脊柱内部，朝向中側細胞柱（或側角） 中之脊知的中間，開始於脊髓之第一胸節，且被認為延伸 至第二或第三腰節。因為SNS之細胞開始於脊髓之胸區及 腰區，所以SNS被據稱為具有廊屉泠流 ⑽ί//〇κ〇。此等神經之軸突通過前根而離開脊髓。軸突在脊 知（感g )神經節附近傳遞，在該神經節處，軸突進入脊 神經之前枝。然而’不同於體神經支配，車由突通過與脊柱 並排地延伸的白枝連接體而快速地分離出，白枝連接體連 接至脊柱旁（位於脊柱附近）或椎柱前（位於主動脈分歧 -點附近）神經節。 為了到達目標器宫及腺體，軸突應在體内行進長距 離，且為了實現此目的，許多軸突將其訊息經由突觸傳輸 而中繼至第二細胞。軸突之末端橫越空間而將突觸連接至 第一細胞之樹突。第一細胞（突觸前細胞）橫越突觸空隙 而發运神經傳遞質，在突觸空隙冑，神經傳遞質使第二細 胞（突觸後細胞）活化。接著將訊息攜載至最終目的地。 在周邊神經系統之SNS及其他組分中，此等突觸產生 2被稱作神經節之位點處。發送纖維之細胞被稱作神經節 則細胞，而纖維離開神經節之細胞被稱作神經節後細胞。 如先刚所提及，SNS之神經節前細胞位於脊髓之第一胸節 61 201221165 (Τ1 )與第三腰節（L 3 )之間。神组# ,么 ^ . 怦銼郎後細胞在神經節中具 有其細胞體且將其軸突發送至目標器官或腺體。 神經節不僅僅包括交感神經榦 T立杵，而且包括向頭部及胸 部器官發送交感神經纖維之頸神經節（頸上、頸中及頸 下），及腹腔神經節及料膜神經節（其向腸管發送交感神 經纖維）。 2.腎臟之神經支配 如圖44所示，腎臟係藉由與腎動脈緊密地相關之腎神 經叢RP進行神經支配。腎神經叢Rp為環繞腎動脈且欲埋 於腎動脈之外膜内的自主神經叢。腎神經叢以沿著腎動脈 延伸’直至其到達腎臟之物質為止。促成腎神經叢Rp之纖 維起於腹腔神經節、腸系膜上神經節、主動脈腎神經節及 主動脈神經叢。亦被稱作腎神經之腎神經叢Rp主要地包含 交感神經性組分。不存在f5 ,卜& , , ^ 、 仔隹I或至少極少地存在）腎臟之副 交感神經支配。 一神經節前神經元細胞體位於脊髓之中側細胞柱卜神 經節前軸突傳遞通過脊柱旁神經f (其不形成突觸）以變 成内臟小神經（最小的内臟神經）、第—腰内臟神經、第二 腰内臟神Μ，且行進至腹腔神經節 '腸系膜上神經節及主 動脈腎神經節。神經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崎神經節㈣達腎神經叢Rp且分 佈至腎臟血管結構。 3 •贵Μ交感神經性神經活勒 訊息以雙向流而行進通過SNS。傳出訊息可同時地觸

S 62 201221165 發身體之不同部分之改變。舉例而言，交感神經系統可加 速：率、加寬支氣管通路、減小大腸運動性“多動）；縮窄 血官，增加食管蠕動；&成曈孔擴張、暨毛（雞皮疙幻 :出汗（發汗）·’及升高血壓。傳入訊息將來自體内之各種 器官及感官受體的信號攜載至其他器冑，且特別 腦。 高血壓、心臟衰竭及慢性腎病為起因於sns (尤盆是 腎臟交感神㈣統）之慢性活化的許多疾病病況中的數 種。㈣《慢性活化為可驅使此等疾病病況進展之自適應 不良反應。腎素_血管收縮素_醛固酮系統（ΜΑ。之醫藥 管理已為用於縮減SNS之過度活動的已持續長時間的但略 不有效的途徑。 如上文所提及，腎臟交感神經系統已在實驗上及在人 類中被識別為高血壓、容量超負荷病況（諸如〜臟衰竭） 及進行性腎病之複雜病理生理學的主要起因。使用放射性 :縱劑稀釋方法以量測去甲腎上腺素自腎臟至血漿中之溢 、研九已揭路’患有原發性高血麗之患者的腎臟去甲腎 上腺素（NE )溢失率增加，在幼齡高a壓主體中特別如此， 此與自心臟之NE i失增加相啤應地與在早期高血產中典 型地看到之血液動力學剖面一致，且其特徵為心率增加、 T輪出量增加，及腎血管抗性增加。；見已知較，原發性 尚血壓通常具神經原性’經常伴有明顯的交感神經系統過 度活動。 心腎交感神經活動之活化在心臟衰竭中更加明顯，如 63 201221165 藉由此患者群組中自心臟及腎臟至血漿之溢流的大幅 增加所演示。所有原因之死亡及充血性心臟衰竭患者之心 臟移植之腎臟父感神經活化的強陰性預測值的新近演示符 合此觀念，該預測值獨立於總體交感神經活動、腎小球過 濾率及左心室射血分數。此等發現支援經設計成可縮減腎 臟交感神經性刺激之治療療程具有改良患有心臟衰竭之患 者之存活率之可能的觀念。 慢性腎病及末期腎病兩者之特徵為交感神 化增尚。纟患有末期腎病之患者中，已演示高於中值的去 甲月上腺素之血漿含量對於所有原因之死亡及由於心血管 疾病之死亡皆具制性。此對於罹患糖尿病性或對比腎病 :之患者亦成立。存在有力證據表明，源自患病腎臟之感 s傳入l號為引發及支持此患者群組之高令樞交感神經出 流的主要起因；此情形促進發生慢***感神經過度活動之 不利後果’諸⑹’高血壓、左心室肥大、室性心律失 吊。源味摔死、騰島素抗性'糖尿病及代謝症候群。 (1 ) 神經傳注命Γ 二往腎臟之交感神經終止於血管、近腎小球結構及腎 s彳崎臟交感神經會造成腎㈣放增加、鈉（Na+) 及腎臟血流量縮減。腎功—此 相當感神經緊張度的疾病病況中受到 且清晰地促成高血壓患者之 於腎臟交感神經傳出刺激的腎臟金流 由 縮減很可能為心极跃 賞小球過慮率之 臟-腎臟症候群（其為作為慢性心臟衰竭之 64 201221165 進行性併發症的腎功能障礙，其臨床進程典型地隨著患者 參 之臨床狀態及治療而變動）中腎功能喪失之基礎。用以抵 制腎臟傳出交感神經刺激之後果的藥理學策略包括中樞作 用***感神經阻斷藥物、β阻斷劑（意欲用以縮減腎素釋 放）、血管收縮素轉化酶抑制劑及受體阻斷劑（意欲用以阻 斷血管收縮素II之作用及在腎素釋放後發生之醛固酮活 化），及利尿劑（意欲用以抵消腎臟交感神經介導性鈉及水 滯留）°然而’當前藥理學策略具有顯著限制，包括有限功 效、順應性問題、副作用及其他者。 (Η)置感官僂入神締任叙 腎臟經由腎臟感官傳入神經而與中樞神經系統中之一 體式結構通信。若干形式之「腎臟傷口」可誘發感官傳入 信號之啟動。舉例而言，腎缺血、心搏量或腎臟血流量縮 減或s含腺苦酶可觸發傳入神經通信之啟動。如圖4 5 Α及 圖45B所示，此傳入通信可能為自腎臟至腦，或可能為自 一個腎臟至另一腎臟（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出流增加。此交感神經驅動 力被引導朝向腎臟，從而活化RAAS且誘發增加之腎素分 泌、鈉滯留、體積滯留及血管縮窄。中樞交感神經過度活 動亦衫響藉由交感神經進行神經支配之其他器官及身體結 構，諸如，心臟及周邊血管結構，從而引起交感神經活化 之所描述剎作用，其若干態樣亦促成血壓上升。 因此，生理學提出’（丨）協調組織與傳出交感神經將會 縮減不當腎素釋放、鹽滯留及縮減腎臟A流量，& (Π)協 65 201221165 調組織與傳入感官神經將會經由中枢交感神經緊張度增加 對後丘腦下部以及對側腎臟之直接效應而縮減高灰壓及愈 中枢交感神經緊張度增加相關之其他疾病病況的全身性起 因。除了傳入腎臟去神經支配之中插性降企廢效應以外， 亦預見至各種其他以交感神經方式神經支配之器官（諸 如’心臟及血管結構）之中樞交感神經出流可的所要縮減。 Β.置_蜮去神經支配之額外臨戍艺虚 如上文所提供’腎臟去神經支配在特徵為總體及特別 腎臟交感神經活動增加之若干臨床病，症（諸如，高血壓、 代謝症候群、月夷島素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性末 期腎病、心、臟衰竭中之不當體液滞留、心臟·腎臟症候群及 猝死）的治療t很可能有價值。因為縮減傳人神經信號會 促成交感神經緊張度/驅動力之全身性縮減，所以腎臟去神 經支配亦可能有用於治療與全身***感神經機能完進相關 之其他病症。因此，腎臟去神經支配亦可有益於藉由交感 神經進行神經支配之其他器官及身體結構，包括圖Μ所識 別之器s及身體結構。舉例而言’如先前所論述，中樞交 感神經驅動力之縮減可縮減患有代謝症候群及π型糖尿病 之人類所罹患的胰島素抗性。另外，患有骨質疏鬆症之患 者亦以交感神經方式活化，且亦可能受益於伴隨腎臟去神 經支配之交感神經驅動力的下調。 C·達成對腎動脈之血營内接取 根據本發明之技術，可經由血管内接取而達成與左及/ 或右腎動脈緊密地相關之左及/或右腎神經叢Rp的神經協

S 66 201221165 调。如圖46A所示，藉由主動脈自心臟之左心室傳送藉由 心臟收縮移動之血液。主動脈下行通過胸部且分支為左及 右腎動脈。在腎動脈下方，主動脈在左及右胯動脈處分歧。 左及右胯動脈分別下行通過左腿及右腿且接合左及右股動 脈。 士圖46B所示，血液經由股靜脈進入胯靜脈及進入下 腔靜脈而收集於靜脈中且返回至心臟。下腔靜脈分支為左 及右腎靜脈。在腎靜脈上方，下腔靜脈上行以將血液傳送 至心臟之右心房中。自右心房，血液通過右心室被泵送至 肺中，在肺中血液被氧合。自肺，經氧合血液傳送至左心 房中。自左心房，經氧合血液藉由左心室而傳送回至主動 脈0 如下文更詳細地所描述，可接取股動脈且於股三角之 基部處剛好在腹股溝韌帶之中點下方進行套管***。導管 可通過此接取位點而經皮***至股動脈中、傳遞通過胯動 脈及主動脈’ X置放至左或右腎動脈中。此情形包含提供 對各別腎動脈及/或其他腎·管之最小侵触接取的血管 内路徑。 腕部、上臂及肩部區帶提供可將導管引入至動脈系統 中之其他部位。舉例而言，可在選擇狀況下利用橈動脈、 :動脈或腋動脈之導管***。在使用標準血管攝影技術的 情況下，可使經由此等接取點而引人之導管傳遞通過左側 之鎖骨下動脈（或經由右側之鎖骨下動脈及頭臂動脈）、通 過主動脈弓、沿著下行主動脈向下且進入腎動脈。 67 201221165 之屬性基^性 或古可根據本發明之技術經由血管内接取而達成左及/ 純可叢处之神經協調’所以腎臟血管結構之屬性及 力口對用於達成此腎臟神經協調之裝置、系統及方 r赪：：的約束及/或告知該設計。一些此等屬性及特性可 板越〜、者群體而變化及/或在特定患者中橫越時間而變化， :及回應於疾病病況（諸如，高血塵、慢性腎病、血管病、 末期腎病、姨島素抗性、糖尿病、代謝症候群，等等）而 變化。如下文所解釋’ &等屬性及特性可有關於程序之功 效及血管内器件之特定設計。所關注屬性可包括（例如） 材料/機械、空間、流體動力學/血液動力學及/或熱動力 性。 _如前文所論述，導管可經由最小侵製性血管内路徑而 經皮推進至左或腎動脈中。然而’最小侵襲性腎臟動脈接 取可具挑戰性’例如，此係因為：相比於使用導管常規地 接取之一些其他動脈，腎動脈經常極度地扭曲、其直徑可 相對小及/或其長度可相對短。&外，腎動脈動脈粥樣硬化 常見於許多患者中，特別是患有心血管疾病之患者中。不 同患者之間的腎動脈解剖學亦可顯著地變化，此情形使最 小侵襲性接取進一步複雜。顯著的患者間變化可見於（例 如）相對扭度、直徑、長度及/或動脈粥樣硬化斑負荷，以 及腎動脈自主動脈分支之偏離角。用於經由血管内接取而 達成腎臟神經協調之裝置、系統及方法在最小侵襲性地接 取腎動脈時應考量腎動脈解剖學之此等及其他態樣以及其

S 68 201221165 橫越患者群體之變化。 除了使腎動脈接取複雜以外，腎臟解剖學之特殊性亦 使在神經協調裝置與腎動脈之内腔表面或壁之間的穩定接 觸之建立複雜。當神經協調裝置包括能量遞送元件（諸如， 電極）時，一致定位及藉由能量遞送元件施加至血管壁之 適當接觸力對於可預測性係重要的。然而，腎動脈内之緊 密空間以及動脈之扭度有礙於通行。此外，建立一致接觸 係因患者移動、呼吸及/或心動週期而複雜，此係因為此等 因素可造成腎動脈相對於主動脈之顯著移動，且心動週期 可使腎動脈短暫地擴張（亦即，造成動脈之壁脈動）。 即使在接取腎動脈且促進在神經協調裝置與動脈之内 腔表面之間的穩疋接觸之後，亦應經由神經協調裝置而安 全地協調在動脈之外膜中及圍繞動脈之外膜的神經。自腎 動脈内有效地施加熱治療係非普通的（在潛在臨床併發症 與此治療相關的情況下）。舉例而言，冑動脈之内膜及中膜 極易受熱傷口影響。如下文更詳細地所論述，使血管内腔 與其外膜分離之内膜·中膜厚度意謂目標腎臟神經可與動脈 之内腔表面相隔數毫米。應向目標腎臟神經遞送足夠能量 或自目標腎臟神經移較夠熱以協調目標腎臟神經，而不 會過度地冷卻或加熱血管壁至使^東結、乾縮或以其他方 式在不良程度上潛在地受影響的程度。與過度加熱相關之 潛在臨床併發症為流動通過動脈之血液凝結而形成血栓。 在此血栓造成腎臟梗塞’從而造成腎臟受到不可逆之損壞 的^況下應小%、地施加自腎動脈内之熱治療。因此，在 69 201221165

>台療期間存在於gI (特別是可影響治流體力學及熱動力學條件 腎動脈内施加能量'(二 力學的條件）可在自 (例如，加熱熱能）及/或自組織移除埶 (例如，冷卻熱條件）方面係重要的。 …、 神、 !協-周裝置亦應經組態成允許在腎動脈内可調整地 ^及㈣定位能量遞送元件，此係因為治療部位亦可影 響&i床功效。舉例而古，，移扭4 2 』而。在腎臟神經可圍繞腎動脈而圓周 地間隔的情況下，可@ 31 , b及引人的是自腎動脈内施加全圓周 ^。在—些情形中’报可能起因於連續圓周治療之全圓 傷口可與腎動脈狹窄潛在地有關。因此，經由本文所描述 之網狀結構而沿著腎動脈之縱向維度形成更複雜的傷口及/ 或將神經協調裝置重新定位至多個治療部位可為理想的。 然而’應注意’產生圓周切除之益處可在價值上超過腎動 脈狹窄之可能性’或可用某些具體實例或在某些患者中減 輕該風險，且產生圓周切除可為一目標。另外，神經協調 裝置之可變定位及重新定位可證明為有用於腎動脈特別扭 曲的情境中，或有用於在腎動脈主血管外存在近側分支血 管的情境中，從而使在某些部位處之治療具挑戰性。在腎 動脈中操縱器件應亦考慮藉由器件強加於腎動脈上之機械 傷口。在動脈中器件之運動（例如，藉由***彎曲物、操 縱f曲物、使彎曲物通過，等等）可促成剖開、穿孔 蝕内膜’或破壞内彈性層。 通過腎動脈之血流可在具有最少併發症或無併發症的 情況下被暫時地阻塞歷時短時間。然而，應避免顯著長時

S 70 201221165 間之阻塞，此係因為需要防止對腎臟之傷口（諸如，局立 =幻。可能有益的是—起避免阻塞，或若阻塞有益於p 實例，則可能有益的是將阻塞持續時間限 二 至5分鐘。 Η ”分鐘 基於以下各者之上述挑戰：〇)腎動脈介入、（2) 抵於血管壁而一致反籍中从目 致且穩疋地置放治療兀件、⑺横越血管 壁而有效地施加治療、C 4)定 厥〈4)疋位及潛在地重新定位治療 置以允許多個治療部位，及（5)避免或限制血流阻塞持續 時間，可為所關注之腎臟金管結構的各種獨立及相依 包括（例如）（a)血管直栌、a其且由 . 仕血官長度、内膜-中膜厚度、 摩擦係數及扭度；（b )血管噔之擗张叫 J s芏之擴張性、剛度及彈性模數· ⑺峰值收縮性末期舒張性血液流動速度，以及平均收縮性 =生峰值血液流動速度’及平均/最大體積血液流動速 度’⑷血液及/或企管壁之比熱容、血液及/或也管壁之轨 導率及/或經過血管壁治疼付± ’、’、 g壁/口原位點之血流的熱對流性及/ 射熱轉移；（e)藉由呼吸、串者 〜、者移動及/或血流脈動性誘 的相對於主動脈之腎臟運動 ^ „ 次I ^以及腎動脈相對於主 動脈之偏離角。將關於腎動脈更詳細地論述此等屬性。秋 而，視用以達成腎臟神經協調之裝置、系統及方法而定， 腎動脈之此等屬性亦可導引及，或約東設計特性。 上文所提及，疋位於腎動脈内之裝置應適型於動脈 之成何結構。腎動脈血管直彳 . 吕直^ Dra典型地在約2 mm至10 mm之範圍内，其尹大多數患 吁隨之DRA為約4 mm至约 8 mm，且平均值為約6 mm。 月勒脈血官長度Lra (在其位 71 201221165 於主動脈/腎動脈接合點處之小口與其遠側分支之間）通常 在約5 mm至70 mm之範圍内，且患者群體之顯著部分在 約20 mm至5〇 mm之範圍内。因為目標腎神經叢嵌埋於腎 動脈之外膜内，所以複合内膜-中膜厚度IMT (亦即，自動 脈之内腔表面至含有目標神經結構之外膜的徑向向外距 離）亦顯著，且通常在約〇.5 mm至2.5 mm之範圍内，其 中平均值為約1.5 mm。儘管某一治療深度對於到達目標神 經纖維係重要的，但治療不應過深（例如，自腎動脈之内 壁起> 5 mm)，以避免非目標組織及解剖結構，諸如，腎靜 脈。 可為所關注的腎動脈之額外屬性為藉由呼吸及/或血流 脈純誘發的相對於主動脈之腎臟運動的程度。位於腎動 -遠側末端處的患者之腎臟可在呼吸性漂移的情況下向 頭部移動多達4Π。此棒-r n b 障形可賦予至連接主動脈及腎臟之腎 動脈的顯著運動，你& 1, 者運動從而神經協調裝置需要剛度與可撓性之 唯一平衡，以在呼吸彳唐搭& nn M 、肩間維持在熱治療元件與血管壁 之間的接觸。此外，在 p. . . ^ Λ 思者之間，在腎動脈與主動脈之 間的偏離角可顯著地變化， 叙品—^ ^ ’且亦可（例如）歸因於腎臟運 動而在一患者内動態地變 用職逆 偏離角通常可在約3 0。至135。 之紅圍内。 VII.結論 該技術之具體實例的 ^ ^ ^ ^ ^ L 4咩細描述不意欲為詳盡的或 將该技術限於上文所揭 W曰认；》、+· 精確形式。儘管上文出於說明 目的而描这該技術之特 /、體實例及用於該技術之實施

S 72 201221165 例’但熟習有關技術者將認識到，可在該技術之範疇内進 行各種等效修改。舉例而言，雖然以給定次序呈現步驟， 但替代性具體實例可以不同次序執行步驟。本文所描述之 各種具體實例亦可經組合以提供另外具體實例。 自上述内容應瞭解，本文出於說明之目的而描述該技 術之特定具體實例，但尚未展示或詳細地描述熟知結構及 功能’以避免不必要地混淆該技術之具體實例的描述。在 内容背景允許的情況下，單數或複數術語亦可分別包括複 數或單數術語。舉例而言，本文之大部分揭示内容以單數 幵> 式描述能量遞送元件24 (例如’電極）。應理解，本申請 案不排除兩個或兩個以上能量遞送元件或電極。 此外，在參考兩個或兩個以上項目之清單時，除非詞 語「或」明確地限於意謂僅單一項目而排除其他項目，否 ::則在此清單中「或」之使用應被解釋為包括（a )該清單中 之任何單一項目、（b )該清單中之所有項目，或（㈧該清 單中項目之任何組合。另外，術語「包含」貫穿全文用以 意謂包括至少所敍述特徵，使得不排除任何更大數目個相 同特徵及/或額外類型之其他特徵。亦應瞭解，本文已出於 說明之目的而描述特定具體實例，但可在不背離該技術的 情況下進行各種修改。另外，雖然與該技術之某些具體實 例相關的優點已在該等具體實例之内容背景中予以描述， .但其他具體實例亦可展現此等優點，且並非所有具體實例 皆需要必要地將此等優點展現為屬於該技術之範疇。因 此，揭示内容及相關技術可涵蓋本文未明確地展示或描述 73 201221165 之其他具體實例。 揭不内谷可籍由—或多個以下條款界定· 包:神經支配，一人類患者之導管 中 腎 長軸件其具有一近側部分及一遠側部分，其 /軸件之4遠側部分經組態成血管内遞送至該患者之一 動脈； Μ ~ 一網狀結才冓’其&於該狹長軸件之該遠側部分處，其 中該網狀結構經組態成在一遞送組態與一展開組態之間變 化，且其中該網狀結構包含當呈該展開組態時允許血液流 動通過該網狀結構之填隙空間；及 一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關，其中該能 量遞送元件經組態成沿著該腎動脈熱抑制神經通信，且其 中’在該展開組態中’該網狀結構經組態成接觸該腎動脈 之内壁且將該能量遞送元件定位成與該腎動脈壁進行穩 定接觸。 2.如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含一適 裂性管’且其中該等填隙空間包含在該適型性管中之孔或 切口。 3 ·如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含經組 態成絕緣以防藉由該能量遞送元件遞送之能量的絕緣材 料。 4_如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含一導 電材料’且其中該導電材料包含該能量遞送元件之一部分。

S 74 201221165 5.如條款第4項之導管裝置，其中該導電材料僅部分地 藉由一電絕緣材料覆蓋。 6·如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包括—近 側部分及—遠側部分，且其中該網狀結構之該近側部分戍 該遠側部分中至少一者經由大體上可撓性導線而耦接至該 狹長軸件。 7.如條款第1項之導管裝置，其中： 該網狀結構包括一近側部分及一遠側部分； 該網狀結構之該近側部分耦接至該狹長軸件之該遠側 部分；且 ' 1 " w牧王 乐—孕由件，且立中 該網狀結構經組態成在該狹長軸件與該第二軸件之相對運 動後iw即在該遞送組態與該展開組態之間變化。 .8·如條款第7項之導f裝置，其巾該第二轴件包含經組 態成收納一導引導線之一遠側部分的一内腔或容器。 9.如條款第1項之導管裝置，其中該狹長轴件包含❸且 態成收納一導引導線之—内腔。 ' 1〇.如條款第1項之導管裝置，其進-步包含—牽拉導 ^該牽拉導㈣接至該網狀結構且經組態成在該展開植 態與該遞送組態之間致動該網狀結構。 ， ;η.如條款第10項之導管裝置，其進一步包含 該手柄耦接至該狹長軸件之近側 組態成調整該牽拉導線中 端、中该手柄包含經 張力的一可致動元件。 12 ·如條款苐1項之導管据罢 4置，其進-步包含-外鞘或 75 201221165 導引導管，該外鞘或導引導管經組態成向該腎動脈中遞送 該網狀結構。 13_如條款第1項之導管裝置，其中該狹長軸件、該網 狀結構及該能量遞送元件經組態成經由一 6 French或更小 導引導管而血管内遞送至該腎動脈中。 14. 如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含一 或多個熱定型網狀點或突起物。 15. 如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含一 或多個環形網狀環。 16. 如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構被編結 或編織。 17_如條款第1項之導管裝置，其中該能量遞送元件經 組態成向該腎動脈施加射頻能量或熱能中至少一者。 1 8.如條款第1項之導管裝置，其中該能量遞送元件經 組態成在該導管裝置***於該患者中時且在該網狀結構相 抵於該腎動脈而展開時影響包含該腎動脈壁之一圓周之至 少3 0%的一區域。 19.如條款第1項之導管裝置，其中該能量遞送元件經 組態成在該導管裝置***於該患者中時且在該網狀結構相 抵於該腎動脈而展開時影響包含該腎動脈壁之一圓周的一 區域。 20·如條款第1項之導管裝置，其中該網狀結構包含一 輻射不透明材料。 2 1 ·如條款第1項之導管裝置，其進一步包含一感測

S 76 201221165 . 器°亥感'則器係與該能量遞送元件相關，其中該感挪。。 組態成監控該裝置、該血液或該腎動脈中至少一 $鉍 數。 < 〜參 條款第1項之導管裝 一 ' ^ ^ - ,吵上/ 肫量遞读 兀牛I 3沿著該狹長軸件之一縱向軸線而彼此隔開且A 4、 該網狀結構之圓周而圓周地偏移的兩個能量遞送元件^考 —八2 3 .如條款第2 2項之導管裝置，其中當該網狀結構呈〜 完全展開組態日夺’該兩個能量遞送元件沿著該狹長軸〜 該縱向轴線彼此分開至少5 mm。 之 24·如條款第i項之導管裝置’其中相對於當 構呈該遞送組態時，當該網狀結構呈該展開組態時結 狀結構相對於該狹長軸件之一長度較小。 '^網 —25·如條款第！項之導管裝置，其中該網狀結構 「完全展開組態之一長度，該長度為呈該遞送組態之該么 狀結構之—長度的約50%至約80% 〇 z、’ 26. 如條款第1項之導管裝置，其中當呈— 態時該银#冰 ε ^ 凡王&開紐 Α子。亥、.·結構之-長度小於約3G mm，且當呈 態時該網狀結構之該長度小於約40 mm。 、、且 27. 如條款第1項之導管裝置，纟中該 該狹長轴件之該遠側末端。 -構4至 ::條款，"員之導管裝置’其中該網狀結 狹長轴件之該遠側末端而在遠側定位。 邊 * 29.如條款第1項之導管裝置，其中呈該展開組態之： 網狀結構經組態成向該腎動脈壁施加—徑向力。 該 77 201221165 ’其中該徑向力尤 1J刀不大於約 ’其中呈一含νφν Θ 70全展開組態 ;mm 至約 10 mm。 ’其中呈一吉八Η 心全展開組態 5 mm 至約 8 mm。 ，其中呈-完全展開組態 3 mm 至約 5 mm。 3〇·如條款第29項之導管裝置 300 mN/mm。 3 1.如條款第1項之導管骏置 之該網狀結構之一最大直徑為約？ 32.如條款第1項之導管骏置 之該網狀結構之一最大直徑為約； 33_如條款第1項之導管骏置 之該網狀結構之一最大直徑為約 34·—種系統，其包含： 一腎臟去神經支配導管，其包含： 一網狀結構，該網狀結構鳋容番 生女置成緊接於一狹長導管 本體之一遠側部分，其中該網肤姓 狀，構在展開時包含當該 臟去神經支配導管***至一人類串去 ^ ^ ^ ^ 蝴思有之一腎動脈中時允許 血液流動通過該網狀結構之填隙空間，且其中該網狀社構 相對於該狹長導管本體之一長度隨著該網狀結構自一遞送 配置膨脹至一展開配置而減小；及 至少一能量遞送元件’其係與該網狀結構相關，其中 該能量遞送7L件之一總曝露表面區域的小於5〇%經組態成 接觸該腎動脈之一内壁；及 一此Ϊ：來源’其電耦接至該能量遞送元件。 35.如條款第34項之系統，其包含一感測器，該感測器 係與該能量遞送元件相關，其中該感測器經組態成監控中 該導管、5亥血液或該腎動脈中至少/者之一參數。 36_如條款第35項之系統，其中該感測器包含一溫度感

S 78 201221165 測器、阻抗感測器、壓力感測 益 μ里感測益、光學感測 器或微感測器。 37. 如條款第35項之线，其進—步包含_控制機構， ㈣制機構經組態成回應於該所監控參數而變更藉由該能 里遞送元件遞送之能量。 38. 如條款第37項之系統，复 ”〒该彳工制機構經組態成至 乂邛/刀地基於來自該感測器之— 一 彳°就而提供與該能量遞送 元件之置放或接觸有關之一輪出。 39. 如條款第35項之系統，立中 丨$， 八中5亥感測器包含一阻抗感 & π 1且抗改變指示與該腎 動脈之一壁之接觸的不足。 4〇.一種製造用於以導管Α其 #级& 马基礎之腎臟神經協調之一醫 療1§件的方法，該方法包含： k供具有一近側部分及—y t 、 遢側。P y刀之一狹長軸件； 在邊狹長軸件之一遠側部 刀上女置一網狀4士播，甘士 該網狀結構包含♦噠考杜# 、，°構其中 動通至一腎動脈中時允許血液流 動通過该網狀結構之填隙办 狀 姻肤物夕Θ 且其中在該網狀結構内該 網狀物之一編結間距變化；及 傅a 在該網狀結構上安置至少 ^ 旎ϊ遞送元件。 41· 一種導管裝置，其包含： 一狹長轴件，盆呈右— 一網妝紝接…、 側部分及一遠側部分； 部分且經組態成當插人至狹長軸件之該遠側 血液流動通過該網狀結構，其中：二：動脈中時允許 網狀結構可在—低剖面 79 201221165 配置與-完全展開配置之間移動，且其中在呈該完全展開 組態時該網狀結構之—直徑不大於約iQ_;及 至乂此里遞送元件，其係與該網狀結構相關， △其中si網狀結構在腎動脈内展開成小於該完全展開 、’且&之最大直徑的—直徑時，該網狀結構經組態成接觸該 腎動脈之内壁且將該能量遞送元件定位成與該内壁進行 穩定接觸。 4 2 ·如條款第41J員之導管褒置，其中該網狀結構被編結 或編織。 43·如條款第41項之導管裝置，其中該網狀結構包含具 有填隙空間之-適型性管，該等填隙空間包含在該適型性 管中之孔或切口。。 44. 如條款第41項之導管裝置，其中該網狀結構包括一 近側部分及一遠侧部分，且其中該網狀結構在該網狀結構 之該近侧部分或該遠側部分中僅一者處耦接至該狹長軸 件。 45. 如條款第44項之導管裝置，其中該網狀結構之該近 側部分耦接至該狹長軸件之該遠侧部分。 46. 如條款第44項之導管裝置，其中該網狀結構之該遠 側部分耦接至自該狹長軸件之該遠側部分延伸之一導線， 且其中該網狀結構之該近側部分不耦接至該狹長軸件。 47. 如條款.第41項之導管裝置’其中該完全展開組態之 該最大直控為約8 mm至約1 〇 mm ’且其中小於該完全展開 組態之該最大直徑的該直徑為約6 mm或6 mm以下。 80 3 201221165 4 8 ·如條款第41項之道_答$ 狀結構膨脹以接觸該腎動脈之裝二，壁：該網狀結構在該網 一直徑實質上擴張或膨脹。"』時不會使該腎動脈之 49.如條款第41項之導 元人％ S裝置其中該至少一能量遞送 凡件包合複數個能量遞送一 I疋 元件電連拉5 # 且/、中母一個別能量遞送 仔電連接至其他能量遞送元件。 %如條款第41項之導管裝置，其中該至少一能 疋件包含複數個能量遞送元件，且其中每—個別… 元件係與其他能量遞送元件電隔離。-㈣Μ遞送 5 1 ·種用於腎臟神經之血管内協$ & i $ 管裝置包含： 吕内協调的導官裝置’該導 狹長軸件’其具有-近側部分及-遠側部分； 一-可膨脹網狀結構’其經安置成緊接於該狹長軸件之 s亥退側部分，其中該难I此6士 & π — Ί I.罔狀結構可在一塌陷遞送組態與 開組態之間移動； 、 至少—能量遞送元件’其係藉由該網狀結構攜載·及

士 一流體重新引導元件，其附接至該狹長轴件或H 結構中之一者或兩者且安置於該網狀結構之至少一部分 内0 52.如條款第5 1項之導管裝置，其令： 該網狀結構包含具有一第一最大直徑之一第—可膨服 網狀結構；且 該流體重新引導元件包含一第二可膨脹網狀結構，* 該第一網狀結構及該第二網狀結構呈—完全展開組態時: 81 201221165 該第二可膨脹網狀結構具有小於該第一最大直徑之一第_ 最大直徑。 53. 如條款第52項之導管裝置，其中該第一網狀結構具 有一第一編結間距，且該第二網狀結構具有大於該第〜編 結間距之一第二編結間距。 54. 如條款第52項之導管裝置，其中該流體重新引導元 件匕έ 夕孔結構’該多孔結構具有允許至少一些流體、、免 動通過該流體重新引導元件之孔隙。 55. 如條款第54項之導管裝置，其中該多孔結構包含〜 多孔發泡體或多孔聚合物。 56·如條款第54項之導管裝置，其t該多孔結構經叙離、 成當d多孔結構經填充有流體時在該網狀結構内脹大。 57·如條款第51項之導管裝置，其中該流體重新引導_ 件包含~彈性材料。 58·如條款第51項之導管裝置，其中該流體重新引導元 件包含經組態成弓丨導流體流動通過該網狀結構之表面 徵。 将 59·如條款第58項之導管裝置，其中該等表面特徵包含 凸片、突起物、旋條、肋狀物、凹槽或通道。 3 著一縱向軸線之― 具有沿著該縱向車由 一長度之50%。 ^ 60.如條款第5 1項之導管裝置，其中該網狀結構具有沿 第—長度，且其中該流體重新弓丨導元件 線之一第二長度，該弟一長度大於該第 61·如條款第51 項之導管裝置，其中該流體重新引導元

S 82 201221165 件之最大直徑為約3 mm或3 mm以下。 62.如條款第51項之導管裝置，其中通過該能量遞 件且實質上正交於該狹長軸件之—轴線的—軸線相交= 流體重新引導元件β . χ 6 3 ·如條款第6 2項之導管裝置，其進一步包含—第二乂 里遞送7G件’㈣二能量遞送元件係與該網狀結構相關， 其中通過該第二能量遞送元件且實質上正交於該狹長 之該軸線的一軸線相交於該流體重新y導元件。 64. 如條款第51項之導管裝置’其中該流體重新弓丨導_ 件包含經組態成收納一導引導線之_内腔或容器。疋 65. —種用於腎臟神經之血管内協調的導管裝置， 管裝置包含： '"導 一狹長軸件，其具有一近側部分及一遠側部分； 狀、、·„構，其經女置成緊接於該狹長軸件之該 部分且經組態成#該網狀結構呈—膨脹組態時准許流 動通過該網狀結構；及 〜 能旦能量遞送元件，其輕接至該網狀結構，其中該 b里迗兀件之—總曝露表面區域的小於50。/。經纟且離成拉 觸-腎動脈。 、，且“接 66. 如條款第65項之導管裝置，其_該能量遞送元件包 含一帶狀電極。 :7.如條款第“項之導管裝置，其中該帶狀 至戎網狀結構令。 68·如條款第66項之導管襄置’其中該能量遞送元件之 83 201221165 至少一表面包含突起物、凹槽及/或通道。 69.如條款第68項之導管裝置，其中該能量遞送器件之 至少一表面包含凸片或肋狀物。 7〇·—種用於腎臟神經之血管内協調的導管奘 衣罝，該導 管裝置包含： 导 一狹長軸件，其沿著一軸線而延伸，該狹長軸件具有 一近側部分及一遠側部分； 一網狀結構，其經安置成緊接於該狹長軸件之該遠側 部分’其中該網狀結構包含當該導管裝置*** - 土—腎勤脈 中時允許血液流動通過該網狀結構之複數個填隙空間，且 其中在s亥網狀結構内該網狀物之一編結間距變化；及 至少一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關。 7 1 ·如條款第70項之導管裝置，其中該網狀結構包含— °、’。構，且其中該編結結構之一緯密在與該能量遞送元 件進行直接接觸的該網狀結構之一部分中相對於在不與該 月>=* 3：遞送元件進行直接接觸的該網狀結構之另一部分中較 低。 72.如條款第70項之導管裝置，其中包括該能量遞送元 的。亥’用狀結構之一圓周區段相對於該網狀結構之一鄰近 圓周區段包含較大填隙空間。 咅73 .如條款第7〇項之導管裝置，其中該網狀結構包含僅 部分地藉由一電絕緣材料覆蓋之一導電材料，且其中該導 電材料之—未覆蓋部分包含該能量遞送元件。 74’如條款第70項之導管裝置，其進一步包含一第二可

S 84 201221165 月?^服網狀結構，續笛_ , 弟一 了恥脹網狀結構經安置成緊接於該 狹長軸件之遠側末端，1Φ _ ^ α中β亥第二可膨脹網狀結構包含一 第二能量遞送元件。 / 75·如條款第741員之導管裝置，其中該第二能量遞送元 件係與該第一能量遞送元件電絕緣。 【圖式簡單說明】 α圖1說明根據本發明之技術之一具體實例而組態的血 管内腎臟神經協調系統。 士圖2說明根據本發明之技術之一具體實例的用具有可 膨脹網狀結構之導管裝置來協調腎臟神經。 社人圖3為根據本發明之技術之一具體實例的在腎動脈内 、、’。合導引導管而使用的軸件之遠側部分及呈遞送狀態（例 如，低剖面或塌陷組態）之網狀結構的視圖。 ^郾4為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内軸件之 延側部分及呈展開狀態（例如，膨脹組態）的目3之網狀 結構的視圖。 圖5為根據該技術之一具體實例的在患者内部呈膨脹 組態之網狀結構沿著圖4之線5-5的橫截面圖。 圖6為根據該技術之一具體實例的軸件之遠側部分及 呈塌陷組態之網狀結構的具體實例的側透視圖。 圖7為根據該技術之一具體實例的在患者外部呈膨脹 組態的圖6之網狀結構的側透視圖。 圖8為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内結合導 引導管而使用之治療器件的視圖。 85 201221165 圖9為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内具有開 端籃式組態之治療器件的視圖。 圖1 0為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内結合導 引導線而使用之治療器件的視圖。 圖11為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内具有閉 端籃式組態之治療器件的視圖。 圖12 A為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内具有 開端管形網狀組態之治療器件的視圖。 圖12B為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内具有 另一開端管形網狀組態之治療器件的視圖。 圖13為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内的治療 器件的視圖，其中多個能量遞送元件係與該結構相關。 圖14為根據該技術之—具體實例的網狀結構的部分側 透視圖’其中能量遞送引線穿過該網狀物。 圖15為根據該技術之一具體實例的網狀結構的部分側 透視圖，其中能量遞送元件穿至該網狀物之纖維上。 圖16為根據該技術之一具體實例的網狀結構的部分側 透視圖中帶狀電極能量遞送元件係圍繞該網狀物而纏 繞。 圖1 7為根據該技術之—具體實例的網狀結構的部分側 透視圖，其中絕緣型帶狀電極具有曝露區域以供能量遞送。 圖18為根據該技術之—具體實例的呈塌陷組態之網狀 結構的側透視圖，纟t多個能量遞送元件係圍繞網狀結構 而分佈。

S 86 201221165 圖19為根據該技術之一具體實例的在腎動脈内呈膨脹 組態的圖18之網狀結構的視圖，其展示能量遞送元件之間 的軸向距離。 圖20A為根據該技術之一具體實例的呈膨脹組態之網 狀結構的端視圖，其展示能量遞送元件之圓周偏移。 圖20B為圖20A之網狀結構的側視圖。 圖20C為根據該技術之一具體實例的呈膨脹組態之網 狀結構的端視圖，其展示能量遞送元件之圓周偏移。 圖20D為圖20C之網狀結構的側視圖。 圖21為根據該技術之一具體實例的成形能量遞送元件 的視圖。 圖22為根據該技術之一具體實例的替代性成形能量遞 送元件的視圖。 '圖23為根據該技術之一具體實例的網狀結構的側透視 圖’其中在鄰近圓柱形區段中具有變化編結間距。 圖24為根據該技術之一具體實例的網狀結構的側透視 圖’其中在環繞能量遞送元件之區域中具有變化編結間距。 圖25為根據該技術之—具體實例的網狀結構的側透視 圖，其中網狀結構導電且充當能量遞送元件。 圖26為根據該技術之—具體實例的治療器件之網狀結 構的側透視圖’其中網狀結構導電且其中網狀結構之非絕 緣型區域充當能量遞送元件。 圖27為根據該技術之—具體實例的包括多個網狀結構 之治療器件的側透視圖’多個網狀結構導電且包括在兩個 87 201221165 網狀結構之間電隔離的網狀結構之非絕緣型區域。 圖2 8為根據該技術之一具體實例的具有變化圓周形狀 之網狀結構的視圖。 圖29為根據該技術之一具體實例的具有變化圓周形狀 之網狀結構的視圖。 圖30為根據該技術之一具體實例的治療器件之網狀結 構的側透視圖，其中導電網狀物之部分係藉由非導電網狀 物之部分而分離。 圖31為根據該技術之一具體實例的治療器件之替代性 網狀結構的側透視圖，其中導電網狀物之部分係藉由非導 電網狀物之部分而分離。 圖3 2為根據該技術之一具體實例的治療器件之替代性 網狀結構的側透視圖，其中導電網狀物之部分係藉由非導 電網狀物之部分而分離。 圖33為根據該技術之一具體實例的在腎動脈中血流之 說明。 圖34為根據該技術之一具體實例的在腎動脈中治療器 件之具體實例的視圖，治療器件包括在網狀結構内之流體 重新引導元件。 圖3 5為根據該技術之一具體實例的具有流體重新引導 元件之網狀結構的側透視圖’其中網狀結構呈膨脹組態。 圖36為根據該技術之一具體實例的具有流體重新引導 元件之網狀結構的側透視圖，其中網狀結構呈塌陷組態。 圖3 7為根據該技術之一具體實例的在網狀結構内之凹

S 88 201221165 槽型流體重新引導元件的部分剖示側視圖。 圖3 8為根據該技術之一具體實例的在網狀結構内之多 孔流體重新引導元件的部分剖示側視圖。 圖39為根據該技術之一具體實例的在網狀結構内之網 狀流體重新引導元件的部分剖示側視圖。 圖4〇為根據該技術之一具體實例的結合降落傘型網狀 結構之流體重新引導元件的視圖。 圖41為根據該技術之一具體實例的描繪可結合圖1之 系統而使用之能量遞送演算法的曲線圖。 圖4 2為根據§亥技術之一具體實例的用於封裝圖1之系 統之組件之套組。 圖43為交感神經系、统（SNS)及腦如何經由謝而 身體通信之概念說明。 圖44為神經支配左腎臟 _ ^ 〜风J衣繞左腎動脈之腎神 叢之神經的放大解剖學視圖。 圖45A及圖45B分別提供人辦^ Α m , . ’、體的解剖學視圖及概念 S ，、描繪在腦與腎臟之間的神經傳 圖46A及圖46B分別為人類之 入·仏。 管結構的解剖學視圖。 冑脈血管結構及靜脈 【主要元件符號說明】 叙 89

Claims (1)

1. 201221165 七、申請專利範圍： 1 · -種經由腎臟去神經支配而治療—人類患者之導管 裝置，該導管裝置包含： ▲ -狹長軸件，其具有—近側部分及—遠側部分，其中 該軸件之該遠側部分經組態成企管内遞送至該患者之一腎 動脈； 一網狀結構，其位於該狹長軸件之該遠側部分處，其 中該網狀結構經組態成在一遞送組態與一展開組態之間變 化，且其中該網狀結構包含當呈該展開組態時允許血液流 動通過该網狀結構之填隙空間；及 一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關，其中該能 里遞送元件經組態成沿著該腎動脈熱抑制神經通信，且其 中’在該展開組態中，該網狀結構經組態成接觸該腎動脈 之一壁且將该能量遞送元件定位成與該腎動脈壁進行穩定 接觸。 2·如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該網狀結構 包含一適麼性管，且其中該等填隙空間包含在該適型性管 中之孔或切口。 3. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該網狀結構 包含經組態成絕緣以防藉由該能量遞送元件遞送之能量的 絕緣材料。 4. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該網狀結構 包含一導電材料，且其中該導電材料包含該能量遞送元件 之一部分。 90 201221165 5. 如申請專利範圍第4項之導管裝置，其中該導電材料 僅部分地藉由一電絕緣材料覆蓋。 6. 如申請專利範圍第1項 只·^守官褒置，其中該網狀結構 包括一近側部分及— i袁目丨丨部八，η # 刀久退側邛y刀，且其中該網狀結構之該近 側部分或該遠側部分中至少—去έ I刀丫芏y者經由大體上可撓性導線而 麵接至该狹長軸件。 7·如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中： s亥網狀結構包括一近側部分及一遠側部分； 該網狀結構之該近側部分耦接至該狹長軸件之該遠側 部分；且 X 該網狀結構之該遠側部分耦接至一第二軸件，且其中 該網狀結I經組態成在該狹長軸件與肖第二軸件之相對運 動後隨即在該遞送組態與該展開組態之間變化。 8...如申請專利範圍第7項之導管裝置，其中該第二轴件 包含經組態成收納一導引導線之一遠側部分的—内腔或容 器0 9·如申請專利範圍第i項之導管裝置，其中該狹長軸件 包含經組態成收納一導引導線之一内腔。 10, 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其進一步包人 一牵拉導線，該牽拉導線耦接至該網狀結構且經組離成在 該展開组態與該遞送組態之間致動該網狀結構。 11. 如申請專利範圍第10項之導管裝置，其進—步包人 一手柄’該手柄耦接至該狹長軸件之近側末蠕，其中哆手 柄包含經組態成調整該牽拉導線中之張力的—可致動元 201221165 件。 12. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其進一步包含 一外鞘或導引導f，該外鞘或導引導管經組態成向該腎動 脈中遞送該網狀結構。 13. 如申請專利範圍第丨項之導管裝置，其中該狹長軸 件、該網狀結構及該能量遞送元件經組態成經由一 6价⑶此 或更小導引導管而血管内遞送至該腎動脈中。 14. 如申請專利範圍帛i項之導管裝置，其中該網狀結 構包含一或多個熱定型網狀點或突起物。 15. 如申請專利範圍第丨項之導管裝置，其中該網狀結 構包含一或多個環形網狀環。 16. 如申請專利範圍第丨項之導管裝置其中該網狀結 構被編結或編織。 17_如申請專利範圍第丨項之導管裝置，其中該能量遞 送兀件經組態成向該腎動脈施加射頻能量、微波能量、超 音波能量、雷射能量、電磁能或熱能中至少一者。 1 8.如申請專利範圍第丨項之導管裝置，其中該能量遞 送元件經組態成在該導管裝置***於該患者中時且在該網 狀結構相抵於該腎動脈而展開時影響包含該腎動脈壁之一 圓周之至少30%的一區域。 1 9·如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該能量遞 送疋件經組態成在該導管裝置***於該患者中時且在該網 狀結構相抵於該腎動脈而展開時影響包含該腎動脈壁之一 圓周的一區域。 S 92 201221165 20. 如申請專利範圍帛1項之導管裝置，其中該網狀結 構包含一轉射不透明材料。 21. 如申請專利範園帛1項之導管裝置，其進一步包含 一感測器，該感測器係與該能量遞送元件相關，其中該减 測器經組態成監控該裝置、該血液或該腎動脈中至少二者 之一參數。 22. 如申請專利範圍帛1項之導管裝置，其中該至少— 能罝遞送兀件包含沿著該狹長軸件之一縱向軸線而彼此隔 開且沿著該網狀結構之圓周而圓周地偏移的兩個能量 元件。 迗 23. 如申請專利範圍第22項之導管裝置，其中當 、、“冓呈一完全展開組態時，言亥兩個能量遞送元件沿 長軸件之該縱向軸線彼此分開至少5 mm。 "" 24:.如申請專利範圍第i項之導管裝置，其中 =、’同狀結構呈㊅遞送組態時，當該網狀結構呈該展開田 時’該網狀結構㈣於該狹絲件之-長度較小。態 構ΐΠ申料利範圍第1項之導管裝置，其中該網狀社 / —几全展開組態之-長度，該長度為呈該遞逆： 態之該網狀結構之—長度的約5〇%至約8〇%。遞适組 彡申明專利範圍帛1項之導管裝置，其中杏 全展開組態時哕细吐Α丄 田呈一完 該遞送組態時長度小於約3G mm，且當呈 uU網狀結構之該長度小於約40 mm。 7·如申請專利範圍帛 構安裝至該狹昙k 貝（导s裝置，其十該網狀結 /狹長轴件之該遠側末端。 93 201221165 28. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中該網狀結 構係自該狹長軸件之該遠側末端而在遠側定位。 29. 如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中呈該展開 組態之該網狀結構經組態成向該腎動脈壁施加一徑向力。 30. 如申請專利範圍第29項之導管裝置，其中該徑向力 不大於約300 mN/mm。 31.如申請專利範圍第丨項之導管裝置，其中呈—完全 展開組態之該網狀結構之一最大直徑為約8 mm至約1〇 mm ° 32·如申請專利範圍第1項之導管裝置，其中呈—完全 展開組態之該網狀結構之一最大直徑為約5 mm至約8 mm。 33·如申請專利範圍第i項之導管裝置，其中呈—完全 展開組態之該網狀結構之一最大直徑為約3 mm至約5 mm。 34. —種系統，其包含： 一腎臟去神經支配導管，其包含： 一網狀結構，該網狀結構經安置成緊接於—狹長導管 本體之一遠側部分，其中該網狀結構包含當該腎臟去神經 支配導管***至一人類患者之—腎動脈中時允許血液流動 通過該網狀結構之填隙空間，且其中該網狀結構相對於該 狹長導管本體之一長度隨著該網狀結構自一遞送配置膨脹 至一展開配置而減小；及 至少一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關，其中 該能量遞送元件之一總曝露表面區域的小於5〇%經組態成 接觸該腎動脈之一壁；及 S 94 201221165 一能量來源，其電耦接至該能量遞 35.如申請專利範圍第34項之系統，、兀件。 該感測器係與該能量遞送元件相關，其包含-感測器’ 成監控中該導管、該血液或該腎動脈中、«測器經組態 I如申請專利範圍帛35項之少一者之一參數。 一、、®庳式：日,丨一 . 其中該感測器包含 皿度感測益、阻抗感測器、壓力感 光學感測器或微感測器。 。、&董感測器、 37·如申請專利範圍第3S項之系統，敌一 制機構，該控制機構經組態成回應於、7 #包含-控 藉由該能量遞送元件遞送之能量。Λ自控參數而變更 3S·如申請專利範圍第 細能士 S I * 、 U丹中該控制機構經 ，、且怎成至少部分地基於來自該感測器之— 能旦、庚、全-从 5虎而提供與該 月b里遞送70件之置放或接觸有關之—輪出。 一 39.如申請專利_ 35J員之系統，其中該感測器包含 —阻抗感測器’且其中高於一預定臨限值之一阻抗改變指 示與該腎動脈之一壁之接觸的不足。 40.—種製造用於以導管為基礎之腎臟神經協調之一醫 療器件的方法，該方法包含： 提供具有一近側部分及一遠側部分之一狹長轴件； 在該狹長軸件之一遠側部分上安置一網狀結構，其中 該網狀結構包含當該器件***至一腎動脈中時允許血液流 動通過該網狀結構之填隙空間，且其中在該網狀結構内該 網狀物之一密度變化；及 在該網狀結構上安置至少一能量遞送元件。 95 201221165 41·—種導管裝置，其包含： 一狹長軸件’其具有-近側部分及-遠側部分； 網狀結構，其經安置成緊接於該狹長軸件之 部分且經組態成當***至— μ遂側 人V * 頬患者之—腎動脈中時允啤 液流動通過該網狀結構1中該網狀結構可在-低气面 配置與:完全展開配置之間移動，且其+在呈該完全展開 組態時該網狀結構之-直徑不大於約10 及 至少一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關， 其中當該網狀結構在腎動脈内展開成小於該完全展開 組態之最大直徑的一直徑時，該網狀結構經組態成接觸該 腎動脈之-内壁且將該能量遞送元件定位成與該内壁進行 穩定接觸。 、42·如申請專利範圍第41項之導管裝置其中該網狀結 構被編結或編織。 43.如申請專利範圍第41項之導管裝置，其中該網狀結 構包含具有填隙空間之—適型性f，@等填隙空間包含在 該適型性管中之孔或切口。 44 _ 士申吻專利範圍第4丨項之導管裝置，其辛該網狀結 構包括近側部分及一遠側部分，且其中該網狀結構在該 罔狀、.’σ構之雀近側部分或該遠側部分中僅—者處耦接至該 狹長軸件。 45. 如申請專利範圍第44項之導管裝置，其中該網狀結 構之該近側部分耦接至該狹長軸件之該遠側部分。 46. 如申請專利範圍第44項之導管裝置，其中該網狀結 96 S 201221165 讀狹長 47.如申請專利範圍第41項之導管裝置，其中該 開組態之該最大直徑為約8_至約1〇臟，且苴中：王展 完全展開組態之該最大直徑的該直徑為約一或6:於讀 认如申請專利範圍第41項之導管裝置，其中& 構在该網狀結構膨脹以接觸該腎動脈之該壁時不 、4 動脈之一直徑實質上擴張或膨脹。 曰3亥腎 ^ 49·如申請專利範圍第41項之導管裝置，其中該至+ 個別 能量遞送元件包含複數個能量遞送元件，且其中每〜 能量遞送元件電連接至其他能量遞送元件。、 50·如申請專利範圍第41項之導管裝置，盆中該 個別 =遞送元件包含複數個能量遞送元件，且其中每〜少 能量遞送元件係與其他能量遞送元件電隔離。 言亥導 51·—種用於腎臟神經之血管内協調的 管裝置包含： 二狹，轴件’其具有一近側部分及一遠側部分 -可膨脹網狀結構，其經安置成緊接於該狹 该遠側部分，盆中垓網 ，孕由件之 "H綠、，、。構可在—塌陷遞送組 開組態之間移動； 、展 至少-能量遞送元件’其係藉由該網狀結構攜载·及 -流體重新引導元件，其附接至該狹長轴件或該網狀 97 201221165 結構中之一者或兩者且安 内0 置於該網狀結構之 至少一部分 52.如申請專利範圍第5ι 該網狀結構包含具有―第 營裝置’其中： 網狀結構；且 大直經之—第一可膨脹 該流體重新引導元件包含一 該第一網狀結構及該第二網狀杜彳一可膨脹網狀結構，當 該第二可膨脹網狀結構具有小:構呈—完全展開組態時， 最大直徑。 亥第—最大直徑之一第二 53. 如申請專利範圍第& 狀結構具有-第-網狀物密之導管装置’其中該第一翔 於該第-網狀物密度之一第L亥第1網狀結構具有， 弟一網狀物密度。 54. 如申請專利範圍第& ^ η, # ^ ^夕 項之導管裴置，其中該流體重 柯弓丨導兀件包含一多孔結構， LL ^ @夕孔結構具有允哞黾少一 些奴體流動通過該流體重新引 ° ’丨導7L件之孔隙。 55. 如申請專利範圍第54 項之導營裝置，其中該多孔結 構包含一多孔發泡體或多孔聚合物。 56.如申請專利範圍第54項之導管裝置’其中該多孔結 構經組態成當該多孔結構經填充有流體時在該網狀結構内 脹大。 5 7 ·如申請專利範圍第5 1項之導管裝置，其中該流體重 新引導元件包含一彈性材料。 58·如申請專利範圍第5 1項之導管裝置，其中該流體重 新引導元件包含經組態成引導流體流動通過該網狀結構之 S 98 201221165 表面特徵。 59. 如申請專利範圍第 特徵包含凸片、突起物、扩、之導管裝置’其中該等表面 60. 如申請專利範圍第：、、肋狀物、凹槽或通道。 構具有沿著-縱向軸線之二之導管裝置’其中該網狀結 引導元件具有沿著該縱向轴 I度’且其中該流體重新 大於該第-長度之50%。之—第二長度，該第二長度 61.如甲褙寻利範 其中該流體重 以下。 其中通過該能 輪線的一軸線 其進·一步包含 係與該網狀結 質上正交於該 新引導元件。 其中該流體重 < —内腔或容 Θ之導管裝置 新引導元件之一最大直徑為的 勹叼3 mm或3 m 62.如申請專利範圍第51項之導管裝置 量遞送元件且實質上正交於該狹長軸件： 相交於該流體重新引導元件。 63.如申請專利範圍第62項之導管裝置， 一第二.能量遞送元件，該第二能量遞送元件 構相關，其中通過該第二能量遞送元件且實 狹長軸件之該軸線的一軸線相交於該流體重 6 4.如申清專利圍第5 1項之導管裝置， 新引導元件包含經組態成收納一導引導線 器。 65. —種用於腎臟神經之血管内協調的導警骏置，該導 管裝置包含： 、 人 一狹長軸件，其具有一近側部分及一遠側1八. 一網狀結構，其經安置成緊接於該狹長輛件之該遠侧 刀且經組態成當§亥網狀結構呈一膨脹組態時准許流體流 99 201221165 動通過該網狀結構；及 至乂此$遞送元件，其耦接至該網狀結構，其中該 此里遞送元件之-總曝露表面區域的小力經組態成接 觸一腎動脈。 66. 如申清專利範圍第65項之導管裝置，其中該能量遞 送元件包含一帶狀電極。 67. 如申凊專利範圍第66項之導管裝置，其中該帶狀電 極被編織至該網狀結構中。 68. 如申凊專利範圍第66項之導管裝置，其中該能量遞 送/0件之至少一表面包含突起物、凹槽及/或通道。 69. 如申凊專利範圍第68項之導管裝置，其中該能量遞 送器件之至少一表面包含凸片或肋狀物。 7〇_種用於腎臟神經之血管内協調的導管裝置，該導 管裝置包含： 一狭長軸件，其沿著一軸線而延伸，該狹長軸件具有 一近側部分及一遠側部分； 一網狀結構，其經安置成緊接於該狹長軸件之該遠側 部分，其中該網狀結構包含當該導管裝置***至一腎動脈 中時允許血液流動通過該網狀結構之複數個填隙空間，且 其中在該網狀結構内該網狀物之一密度變化；及 至少一能量遞送元件，其係與該網狀結構相關。 71 ·如申請專利範圍第7 〇項之導管裝置，其+該網狀結 構包含一編結結構，且其中該編結結構之一緯密在與該能 量遞送元件進行直接接觸的該網狀結構之一部分中相對於 S 100 201221165 在不與該能量遞送元件、佳 ^ , .丁直接接觸的該網狀结構之另 部分中較低。 72·如申請專利範圍第7〇項之導管裝置，其中包括該辦 里遞送兀件的„亥網狀結構之一圓周區段相對於該網狀結搞 之一鄰近圓周區段包含較大填隙空間。 、 申月專利h圍第70項之導管裝置，其中該網狀結 構包含僅部分地藉由一電絕緣材料覆蓋之一導電材料，且 其中該導電㈣之—未覆蓋部分包含該能量遞送元件。 第 7一請專利範圍第㈣之導管裝置，其進-步包含 °。脹網狀結構，該第二可膨脹網狀結、 緊接於該狹長轴件之遠側末端，盆中 、、·女置成 構包含一第二能量遞送元件。 X —可恥脹網狀結 75.如申請專利範圍帛74項之導管裝置 ^ 量遞送元件係與該第— /、 5亥第二能 月t*里遞送疋件電絕緣。 八、圖式： (如次頁） 101