CN103096826A - 用于肾神经调节的导管设备、系统和方法 - Google Patents

Abstract

文中公开用于通过血管内通路实现肾神经调节的导管设备、系统和方法。本申请的一个方面例如涉及包含包括细长轴杆的导管治疗装置的设备、系统以及方法。细长轴杆的尺寸设计成并构造成将能量输送元件经由血管内路径输送到肾动脉。热或电肾神经调节可经由将热和/或电能直接和/或间接施加来实现，以加热或冷却，或对有助于馈送或灌注神经纤维的血管结构或肾功能的神经纤维进行电调节。

Description

用于肾神经调节的导管设备、系统和方法

相关申请的交叉引用

本发明要求2010年4月26日提交的美国临时专利申请第61/328,105号和2010年10月21日提交的第61/405,472号以及2010年5月28日提交的美国专利申请第12/790,639号，以及2010年8月30日提交的第12/871,457号的权益，所有这些申请的全部内容以参见的方式纳入本文。

技术领域

在本申请中所披露的技术总地涉及用于血管内神经调节的导管设备、系统以及方法。更具体地说，本文所披露的技术涉及用于经由施加热和/或电能来实现血管内肾神经调节的导管设备、系统以及方法。

背景

高血压、心力衰竭、慢性肾病、胰岛素抗性、糖尿病和代谢综合症是重要的和日益增长的全球健康问题。这些病症的当前治疗包括非药物学、药物学和基于设备的方法。尽管治疗方案不同，但血压控制率和对防止这些疾病状态进展的治疗努力仍然不令人满意。尽管此情况的原因有多种，并且包括与开出的治疗不相符、功效和不良事件概况两方面的反应不均匀等问题，但显然需要替代方案来补充当前对这些病症的治疗处理方案。

肾交感神经活性的降低（如经由去神经支配）会使这些过程倒退。加利福尼亚州帕罗奥图的阿迪安公司已发现：包括和包含电场的能量场能经由不可逆的电穿孔、电熔、凋亡、坏死、消融、热改变、基因表达的改变或者其它合适药症所引起的去神经支配来开始肾神经调节。

基于导管的干预广泛用于医疗，其中，例如穿过心血管结构的血管接近体内位置。阿迪安公司已表明能量场能从肾动脉内施加于肾交感神经。肾动脉具有与人体的其它血管或部分不同的特征，由此，从肾动脉内将能量场施加于肾交感神经并不是无关紧要的。由此，需要一种能从肾动脉内将能量有效地输送到肾交感神经的导管，其中，该导管更好地构造成i)在向动脉壁施加损伤力的风险减小的情况下引导通过肾动脉；ii)将能量输送元件精确地放置在血管壁上的期望位置；以及iii)在肾动脉的血流脉动和呼吸运动期间保持能量输送元件和血管壁上的位置之间的稳定接触。

发明内容

以下发明内容仅仅为了有益于读者而提供，并非趋于以任何方式来限制本发明。本申请提供用于通过血管内通路来实现电和/或热诱发肾神经调节的导管设备、系统以及方法。

本申请的一个方面提供包含包括细长轴杆的导管治疗装置的设备、系统以及方法。该细长轴杆的尺寸设计成并构造成将至少一个能量输送元件经由血管内路径输送至肾动脉，且该血管内路径包括股动脉、髂动脉以及主动脉。在使用时，细长轴杆的不同部段起到不同机械功能。这些部段在它们的尺寸、构造以及机械特性方面是不同的，用以（i）通过小直径通入位点经皮引到股动脉或臂动脉中；ii）无损伤地通过曲折的血管内路径、通过骼动脉、进入主动脉并进入对应的左肾动脉/右肾动脉，包括（iii）适应在左肾动脉/右肾动脉和主动脉的交汇部处的显著挠曲，以进入对应的左肾动脉或右肾动脉；iv）适应对应肾动脉内的受控平移、偏转和/或转动，以与对应肾动脉的内壁接近并期望地对准；(v)允许沿优化能量输送元件的有效表面积的定向将至少一个能量输送元件放置成与内壁上的组织接触；以及(vi)允许在肾动脉相对于主动脉由于呼吸和/或血流脉动而运动的过程中，至少一个能量输送元件和内壁之间的基本上稳定的接触力。

附图说明

图1是交感神经系统（SNS）和大脑如何经由SNS与人体通信的概念图示。

图2是对左肾进行神经支配以在左侧肾动脉周围形成肾丛的神经的放大解剖图。

图3A和3B提供人体的解剖图和概念图，这些图分别示出大脑和肾之间神经传入和传出通信。

图4A和4B分别是人体的动脉和静脉系统的解剖图。

图5是用于实现血管内热诱发的肾神经调节的系统的立体图，该系统包括治疗装置和发生器。

图6A到6D是图5中所示的治疗装置的各种实施例、通过股动脉并进入肾动脉的血管内输送、偏转和放置的解剖图。

图7A到7D是图5中所示的治疗装置的细长轴杆的一系列视图，这些图示出细长轴杆所包含的不同机械和功能区域。

图7E示出图5中所示的治疗装置放置于肾动脉的尺寸内的解剖图。

图8A到8C示出将生热元件放置成沿肾动脉与组织相接触，该生热元件承载在图5中所示的治疗装置的细长轴杆的远端处。

图9A和9B示出将图8A到8C中所示的生热元件放置成沿肾动脉与组织相接触，以及将生热元件输送至肾丛。

图10A和10B示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的力传递部段的代表性实施例。

图11A到11C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的近侧挠曲区的代表性实施例。

图12A到12D示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的中间挠曲区的代表性实施例。

图13A到13C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的中间挠曲区的替代实施例。

图14A到14C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的中间挠曲区的替代实施例。

图15A到15C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的远侧挠曲区的代表性实施例。

图15D到15F示出与图5中所示的治疗装置的细长轴杆对应的、远侧挠曲区的弯曲能力的多个平面图。

图15G到15H示出与图5中所示的治疗装置的细长轴杆对应的、远侧挠曲区的替代实施例。

图16A和16B示出联接于图5中所示的治疗装置的手柄组件的转动控制机构的代表性实施例。

图17A和17B示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置的细长轴杆的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图18A到18C示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图19A到19C示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图20A和20B示出类似于图5中的所示治疗装置的治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图21A到21C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的第三挠曲区的代表性实施例。

图21D示出图5中所示的治疗装置放置于肾动脉的尺寸内的解剖图。

图21E到21G示出图21A到21C中所示的治疗装置放置于肾动脉的尺寸内的解剖图。

图21H到21L示出力改向元件的构造的示例。

图21M到21N示出与图21A中所示的治疗装置的细长轴杆对应的力衰减部段的替代实施例。

图22A到22G示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出包括预成形的弯曲部的第二挠曲区。

图22H到22K示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出沿纵向与预成形的弯曲部偏置的第二挠曲区。

图23A到23G示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图24A到24D示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图25A到25C示出图5中所示的治疗装置的细长轴杆的第二挠曲区的替代的代表性实施例，该第二挠曲区沿多个方向偏转。

图25D到25M示出类似于图25A中所示的治疗装置的治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例，其中，第二挠曲区包括中心定位的脊柱。

图25N到25W示出类似于图25A中所示的治疗装置的治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出细长轴杆可包含的不同结构、机械和功能区域的示例。

图26A到26L示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出变形成螺旋形的轴杆的示例。

图27A到27F示出用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例，其示出变形成复合弯曲部的轴杆的示例。

图28A和28B示出具有电致动的可偏转部段的、治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例。

图29A和29E示出具有铰接接头的、用于治疗装置的细长轴杆的附加的替代的代表性实施例。

图30A是为了主动冷却治疗装置而构造的图5的系统的附加实施例的立体图。

图30B示出用于主动冷却生热元件和/或被接触组织及其周围的开式回路系统。

图30C和30D分别是用于主动冷却生热元件和/或被接触组织及其周围的闭式回路系统的侧剖图和剖视图。

图31A是治疗位点处的肾动脉的剖视图，其证实主动冷却的影响。

图31B是描绘在存在和不存在主动冷却且其它参数保持恒定的情况下温度关于组织深度的图表。

图32A是治疗位点处的肾动脉的剖视图，其证实主动冷却的替代影响。

图32B是在存在和不存在主动冷却、并在主动冷却期间与增大的能量输送结合的情况下温度关于组织深度的图表。

图33A和33B分别是在存在和不存在主动冷却的情况下在目标组织深度处温度关于时间的图表，其示出i)温度升高较快，以及ii)温度幅度较大，从而造成在主动冷却期间治疗持续时间缩短。

图13A-13L示出用于主动冷却生热元件和/或接触组织及其周围的开式回路系统的附加的代表性实施例。

图35是描绘在存在主动冷却的情况下在组织表面处和伤口深度处功率和温度关于时间的图表。

图36是描绘当使用包括间歇的能量输送和冷却的算法时、在存在主动冷却的情况下在组织表面处和伤口深度处功率和温度关于时间的图表。

图37示出用于主动冷却生热元件和/或接触组织及其周围的闭式回路系统的附加的代表性实施例。

图38到41示出用于主动冷却生热元件和/或接触组织及其周围的开式回路系统的附加的代表性实施例。

图42示出用于主动冷却生热元件和/或接触组织及其周围的开式回路系统的附加的代表性实施例。

图43A到43H示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置的血管内输送、放置、偏转、转动、缩回、重新定位以及使用，以实现从肾动脉内的热诱发肾神经调节。

图43I到43K示出由类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置的血管内使用引起的周向治疗效果。

图43L示出使用图5中所示的治疗装置的替代的血管内治疗方法。

图44示出与类似于图5中所示的系统的系统的能量发生器对应的能量输送算法。

图45示出包装于单个套件内的系统和治疗装置的若干部件。

图46A到46C示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置在动物的肾动脉内的多个治疗位置的荧光检查图像。

图46D到46E示出类似于图5中所示的治疗装置的治疗装置在人体研究期间在肾动脉内的多个治疗位置的荧光检查图像。

具体实施方式

虽然本发明的内容是详细且精确的，以使本领域的技术人员能实践所披露的技术，然而本发明所披露的物理实施例仅仅示例出本发明的各种方面，而这些方面可体现于其它特定结构中。虽然已描述较佳实施例，然而在不偏离由权利要求所限定的本发明的条件下可改变细节。

I.相关解剖和生理学

A.交感神经系统

交感神经系统（SNS）是自主神经系统以及肠道神经系统和副交感神经系统的分支。这在基础水平（称为交感紧张）时总是活性的，并且在多次应力过程中变得更具活性。类似于神经系统的其它部件，交感神经系统通过一系列互连神经元来工作。交感神经通常被认为是周围神经系统（PNS）的一部分，尽管许多交感神经位于中枢神经系统（CNS）内。脊髓的交感神经元（是CNS的一部分）经由一系列交感神经节与周围交感神经元相连通。在神经节内，脊髓的交感神经元通过突触与周围交感神经元相连结。因此，脊髓的交感神经元被称为突触前（或节前）神经元，而周围交感神经元被称为突触后（或节后）神经元。

在交感神经节内的突触处，节前交感神经元释放乙酰胆碱，即结合并激活节后神经元上的烟酸乙酰胆碱受体的化学信使。响应于此种刺激，节后神经元主要释放去甲肾上腺素（降肾上腺素）。长期激活会致使从肾上腺髓质释放肾上腺素。

一旦释放，则降肾上腺素和肾上腺素与周围组织上的肾上腺素受体结合。与肾上腺素受体结合引起神经元和荷尔蒙反应。生理表现包括瞳孔扩张、增大心率、偶有呕吐以及增大血压。由于与汗腺的胆碱受体结合，还会发生多汗。

交感神经系统用于上下调节生物机体中的许多稳态机制。来自SNS的纤维受到几乎每个器官系统中组织的神经支配，从而至少为诸如瞳孔直径、肠道蠕动以及尿排出量之类的各种方面提供一定调节功能。此种反应还被称为人体的交感肾上腺反应，这是由于止于肾上腺髓质（但还可以是所有其它交感纤维）内的节前交感纤维分泌乙酰胆碱，该乙酰胆碱激活甲肾上腺素（肾上腺素）的分泌，并且产生较小程度的去甲腺肾上腺素（降肾上腺素）。因此，主要作用于心血管结构的此种反应经由通过交感神经系统所传递的脉冲直接调节，并且经由肾上腺髓质所分泌的儿茶酚胺来间接调节。

科学上，通常将SNS示作自主调节系统，也就是无需意识思维干预而工作的一种调节系统。由于交感神经系统用于起动神经发生动作，一些进化理论家建议使在早期器官中工作的交感神经系统保持存活。此种起动的一个示例是在睡醒之前的时刻，其中交感神经输出自发地加大动作准备。

1.交感神经链

如图1所示，SNS提供使得大脑能与人体通信的神经网络。交感神经源自脊柱内部、朝向中侧细胞柱（或者侧角）内脊柱的中间段，起始于脊柱的第一胸节，并且被认为延伸至第二或第三腰椎段。由于其细胞起始于脊柱的胸和腰椎区域内，所以该SNS被称为具有胸腰椎外流。这些神经的轴突通过前支根/根部离开脊柱。它们经过脊柱（感官）神经节附近，在此它们进入脊柱神经的前支。然而，不同于躯体神经支配，这些轴突通过白支连接体快速分离出，而这些连接体连接于与脊柱并排地延伸的椎旁（位于脊柱附近）或者椎前（位于主动脉分叉附近）神经节。

为了到达目标器官和腺体，轴突须在人体中长距离行进，为此，许多轴突通过突触传递将它们的信息传播给第二细胞。轴突的端部经过一定空间（突触）链接于第二细胞的树突。第一细胞（突触前细胞）经过突触间隙发送神经递质，在此激活第二细胞（突触后细胞）。该信息然后被携带至最终目标。

在SNS和周围神经系统的其它部件中，在称为神经节的位点处产生这些突触。发送其纤维的细胞称为节前细胞，而其纤维离开神经节的细胞称为节后细胞。如前所述，SNS的节前细胞位于脊柱的第一胸段（T1）和第三腰段（L3）之间。节后细胞使它们的细胞体位于神经节中，并且将它们的轴突发送至目标器官或腺体。

神经节不仅包括交感神经干，而且包括颈上神经节（上方、中间和下方），该颈上神经节将交感神经纤维发送至头部和胸部器官、腹腔以及肠系膜神经节（将交感纤维发送至肠）。

2.肾的神经支配

如图2所示，肾由肾丛（RP）所支配，且该肾丛与肾动脉密切地相关联。肾丛是围绕肾动脉的自主神经丛，并且埋在肾动脉的动脉外膜内。肾丛沿肾动脉延伸，直到到达肾物质为止。对肾丛起作用的纤维出自于腹腔神经节、肠系膜上神经节、主动脉肾神经节以及主动脉丛。还被称作肾神经的肾丛（RP）主要由交感神经组分所构成。不存在（或至少非常小）肾的副交感神经支配。

节前神经元细胞体位于脊髓的中侧细胞柱中。节前轴突通过椎旁神经节（它们并不形成突触），以变成内脏小神经、内脏最小神经、第一腰椎内脏神经、第二腰椎内脏神经，并且行进至腹腔神经节、上肠系膜神经节以及主动脉肾神经节。节后神经元细胞体离开腹腔神经节、肠系膜上神经节以及主动脉肾神经节直至肾丛（RP），并且分配至肾血管系统。

3.肾的交感神经活性

信息以双向流动行进通过SNS。传出信息能同时触发人体不同部分的变化。例如，交感神经系统能加快心率；扩宽支气管通道；降低大肠蠕动（运动）；收缩血管；增强食道中的蠕动；导致瞳孔放大、毛发直立（鸡皮疙瘩）以及排汗（出汗）；以及使血压升高。传入的信息将信号从人体中的各种器官和感官受体携带至其它器官、尤其是脑。

高血压、心力衰竭以及慢性肾病是由于SNS、尤其是肾交感神经系统的慢性激活所引起的许多病状中的一些。SNS的长期激活是驱动这些病状发展的不良反应。肾素-血管紧张素-醛固酮系统（RAAS）的药品管理已持续长时间，但一定程度上对于减小SNS过度活性是无效的方法。

如上所述，肾交感神经系统在实验上和经验地已被认为是高血压的综合病理、容积过负载的病症（例如，心力衰竭）以及渐进的肾病的主要原因。使用放射性指示剂稀释技术来测量反映患有原发性高血压患者中、尤其是年轻的高血压患者中的降肾上腺素（NE）溢出率的从肾到血浆的降肾上腺素流出的研究与在早期高血压中可见的血液动力学型面相一致，并且以增强心率、心输出量以及肾血管阻抗为特征，且年轻的高血压患者与增强心脏中的NE溢出相一致。现在已知高血压通常是源于神经的，通常伴随有明显的交感神经系统过度活性。

心肾交感神经活性的激活在心力衰竭中更为明显，这通过在此类患者组中相当大程度地增大从心脏和肾到血浆的NE出流所证实。根据该概念是肾交感神经活性对于所有导致患有心力衰竭的患者死亡和心脏移植上具有很强的负面预测值的近期证明，且其独立于整体交感神经活性、肾小球滤过率以及左心室射血分数。这些发现支持如下观点：设计成减小肾交感神经刺激的治疗方式可改进患有心力衰竭患者的存活率。

慢性和末期肾病都以加强的交感神经活性为特征。在患有末期肾病的患者中，降肾上腺素的血浆水平超出中间值已被证明是致人死亡和由于心血管病而死亡的前兆。这还适用于患有糖尿病或对比肾病的患者。存在明显的证据来证明源自病变肾的感官传入信号是引起并支持此类患者组中的上升中枢交感神经出流的主要原因，而上升的交感神经出流易于发生众所周知的慢性交感神经过度活性的不利结果，例如高血压、左心室肥大、心律不齐、心源性猝死、胰岛素抗性、糖尿病和代谢综合症。

(i)肾的交感神经传出活性

到肾的交感神经止于血管、肾小球旁器和肾小管。肾交感神经的刺激致使肾素释放提高、钠（Na+）再吸收增大以及肾血流降低。这些肾功能的神经调节组分在表征为交感紧张升高的疾病状态中受到显著刺激，并且明显引起高血压患者的血压升高。由于肾交感神经传出激活所引起的肾血流和肾小球滤过率降低可能是心肾综合征中肾功能丧失的基础，心肾综合征是作为慢性心力衰竭的进行性并发症的肾功能不良，临床病程通常随患者的临床状况和治疗而波动。阻碍肾传出交感神经刺激的影响效果的药理学措施包括中枢作用抗交感神经药、β阻断剂（旨在降低肾素释放）、血管紧张素转换酶抑制剂和受体阻断剂（旨在阻断肾素释放引起的血管紧张素II和醛固酮激活）以及利尿剂（旨在对抗肾交感神经介导的钠和水潴留）。然而，现有的药学措施具有显著的局限性，包括有限的效能、合规问题、副作用等等。

(ii)肾感官的传入神经活性

肾经由肾感官传入神经与中枢神经系统中的整体结构通信。若干形式的“肾损伤”可诱发感官传入信号的激活。例如，肾缺血、心搏量或肾血流的降低或者腺苷酶的冗余会触发传入神经通信的激活。如图3A和3B所示，此种传入通信可从肾至脑或者可从一个肾至另一个肾（经由中枢神经系统）。这些传入信号在中枢整合并且致使交感神经流出增强。此种交感神经冲动引导朝向肾，由此激活RAAS，并引起肾素分泌、钠潴留、容量潴留以及血管收缩的增强。中枢交感神经过度活跃还影响由交感神经所支配的其它器官和人体结构如心脏和外周血管系统，从而产生上述交感神经激活的不利效应，交感神经激活的若干方面还致使血压升高。

因此，该生理状况意味着，（i）传出交感神经使组织失神经支配将降低不当的肾素释放、盐潴留，并减小肾血流，以及（ii）用传出交感神经使组织失神经支配将通过对于后丘脑以及对侧肾的直接影响来降低对于高血压以及与增加的中枢交感紧张相关的其它疾病状态的系统影响。传入肾失神经支配除了中枢低血压效应外，预期还对各种其它交感神经支配的器官如心脏和血管系统有可取的中枢交感神经流出降低作用。

B.失肾神经支配的附加临床益处

如前所述，失肾神经支配有希望用于治疗多种以整体交感活动特别是肾交感活动增强为特征的临床病症：例如高血压、新陈代谢综合征、胰岛素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性和终末期肾病、心力衰竭中的不当流体潴留、心肾综合征以及突发性死亡。由于传入神经信号的减少有助于使交感拉力/冲动的系统性降低，因而失肾神经支配还可用于治疗与系统性交感神经亢进相关的其它病症。因此，失肾神经支配还可有益于交感神经支配的其它器官和人体结构，包括图1所示的那些。例如，中枢交感神经冲动的降低可减轻使人类罹患新陈代谢综合征和II型糖尿病的胰岛素抗性。此外，骨质疏松患者也存在交感神经激活，也可受益于伴随失肾神经支配的交感神经冲动的下调。

C：实现血管内通入肾动脉

根据本发明，左和/或右肾丛（RP）的神经调节可通过血管内通路来实现，该肾丛与左和/或右肾动脉密切相连。如图4A所示，由于心脏压缩而运动的血液通过主动脉从心脏的左心室传送出。主动脉通过胸腔下行并分叉进入左侧肾动脉和右侧肾动脉。在肾动脉下方，主动脉在左侧髂动脉和右侧髂动脉处分叉。左侧髂动脉和右侧髂动脉分别通过左腿和右腿下行，并且与左侧股动脉和右侧股动脉结合。

如图4B所示，血液通过股静脉进入髂静脉并进入下腔静脉收集在静脉中，并且返回至心脏。下腔静脉分叉到左侧肾静脉和右侧肾静脉中。在肾静脉上方，下腔静脉上行将血液传送到心脏的右心房中。血液从右心房经右心室泵送到肺中进行氧合。氧合血液从肺传送到左心房中。氧合血液由左心室从左心房传送返回至主动脉。

如下文将更详细描述的，可以在股三角的基部处暴露股动脉并插管，该基部就在腹股沟韧带中点的下方。导管可插过该通入位点、经皮进入股动脉并通入髂动脉和主动脉、进入左侧或右侧肾动脉。这包括伤害程度最小地通入对应的肾动脉和/或其它肾血管的血管内通路。

手腕、上臂以及肩部区域提供了其它将导管引入动脉系统的位置。在选定的情形中，可采用对桡动脉、肱动脉或腋动脉进行插管。经由这些通入位点引入的导管可使用标准的血管造影术通过左侧锁骨下动脉（或者经由右侧锁骨下动脉和头臂动脉）、经主动脉弓、沿下行主动脉向下并进入肾动脉。

D:肾血管系统的特性和特征

由于根据本发明可以通过血管内通路来实现对左和/或右肾丛（RP）的神经调节，肾血管系统的特性和特征可对用于实现这种肾神经调节的设备、系统和方法的设计提出限制和/或获悉此设计。这些特性和特征中的一些可随患者群体和/或在特定患者体内随时间变化，以及响应于诸如高血压、慢性肾病、血管疾病、末期肾病、胰岛素抗性、糖尿病、代谢综合征等之类的疾病状态变化。如下面阐释地，这些特性和特征可对临床安全性和手术效率和血管内装置的特定设计造成压力。感兴趣的特性可例如包括材料/机械、空间、流体动力/血液动力和/或热动力特性。

如前所述，导管可经由最小侵入性血管内路径而经皮前进到左或右肾动脉。然而，最小侵入性肾动脉通路可能是有挑战性的，例如由于与采用导管通常通入的一些其它动脉相比，肾动脉经常极为曲折，可以呈相对小直径和/或可以呈相对短长度。此外，肾动脉的动脉粥样硬化在许多患者身上是常见的，特别是在那些具有心血管疾病的患者身上。肾动脉解剖体还可在各个患者之间明显变化，由此使最小侵入性通路进一步复杂化。例如在相对曲折性、直径、长度和/或动脉粥样硬化斑块负担以及肾动脉从主动脉分支的离源角方面可看到患者之间的明显变化。用于经由血管内通路实现肾神经调节的设备、系统和方法必须考虑肾动脉解剖体的这些和其它方面以及在最小侵入性地接近肾动脉时肾动脉解剖体在患者群体之间的变化。

除了使肾动脉通入复杂化，肾解剖体的种类也使在神经调节设备和肾动脉的腔体表面或壁之间建立稳定接触复杂化。当神经调节设备包括诸如电极的能量输送元件时，能量输送元件和血管壁之间一致的定位和接触力的施加对于可预测性和安全性是重要的。然而，由于肾动脉内的紧密空间以及动脉的曲折性造成对引导的阻碍。此外，呼吸和/或心动周期会造成肾动脉相对于主动脉的明显运动，且心动周期和/或神经调节设备会短暂地使肾动脉扩大，从而使稳定接触的建立进一步复杂化。

即便在接近肾动脉并便于神经调节设备和动脉的内腔表面之间的稳定接触之后，动脉外膜内和周围的神经必须经由神经调节设备来安全地调节。由于与这种治疗相关联的潜在临床并发症，从肾动脉内安全地施加热治疗并非是不重要的。例如，肾动脉的内膜和中膜极易受热损伤。如下面更详细讨论地，使血管腔与其外膜分开的内中膜厚度意味着：目标肾神经可以离开动脉的内腔表面几毫米远。充分的热能必须输送到目标肾神经，以调节目标肾神经，而不过度加热和干燥血管壁。与过度加热有关的另一可能的临床并发症是由流经动脉的凝结血形成血栓。假定此血栓会造成肾梗塞，由此造成对肾不可逆转的破坏，必须小心地从肾动脉内施加热治疗。由此，治疗期间存在于肾动脉内的复杂流体机械和热动力条件、特别是会影响治疗位点处的传热动力学的那些条件对于从肾动脉内施加热治疗是重要的。

还期望神经调节设备构造成允许在肾动脉内可调节地定位和重新定位能量输送元件，这是因为治疗的位置也会影响临床安全性和效率。例如，假定肾神经可围绕肾动脉周向间隔开，试图从肾动脉内施加全周向治疗。然而，可能由连续周向治疗造成的整圆伤口会产生肾动脉狭窄的增大风险，由此消除肾神经的任何可能的治疗益处。因此，期望沿肾动脉的纵向尺寸形成多个复杂伤口和/或将神经调节设备重新定位到多个治疗位点。此外，神经调节设备的可变定位和重新定位被证实为在以下情况下有用，即，肾动脉特别曲折或存在偏离肾动脉主血管的近侧分支血管，从而使某些位置的治疗变得具有挑战性。

基于上述挑战：(1)肾动脉干预，(2)将能量输送元件一致和稳定地抵靠血管壁放置，(3)在血管壁上安全地施加热治疗，以及(4)将治疗设备定位和重新定位以允许多个治疗位置，会感兴趣的肾血管系统的各种独立和非独立特性例如包括：血管直径、长度、内中膜厚度、血管壁的摩擦系数和曲折性、可扩张性、刚度和弹性模量；峰值收缩和舒张末期的血流流速，以及平均收缩－舒张峰值血流流速，平均/最大体积血流流速；血和/或血管的比热，血和/或血管壁的导热性、流经血管壁治疗位点的血流的导热性和/或辐射传热；以及由呼吸和/或血流脉动引起的相对于主动脉的肾运动，以及肾动脉相对于主动脉的离源角。这些特性将参照肾动脉作更详细地讨论。然而，根据用于实现肾神经调节的设备、系统和方法，肾静脉的这种特性还可引导和/或约束设计特征。

定位在肾动脉内的设备必须符合动脉的几何形状。肾动脉血管直径DRA通常在约2-10毫米的范围内，平均为约6毫米。位于主动脉/肾动脉交汇部处的口部及其远侧分支之间的肾动脉血管长度LRA通常在约5-70毫米的范围内，更具体地在约20-50毫米范围内。由于目标肾丛埋在肾动脉的动脉外膜内，复合中外膜厚度IMT（即，从动脉内腔表面到包含目标神经结构的动脉外膜的径向向外的距离）也是重要的，并且通常在约0.5-2.5毫米的范围内，平均为约1.5毫米。尽管一定的治疗深度对于到达目标神经纤维是重要的，但治疗不应太深（例如，从肾动脉的内壁起大于5毫米），以避免诸如肾静脉之类的非目标组织和解剖结构。

在肾动脉内引导的设备还必须应付摩擦和曲折性。肾动脉壁处的摩擦系数□（例如，静摩擦或动摩擦）通常相当小，例如，通常小于约0.05或小于约0.03。曲折度□是弯曲段的相对扭曲度的度量，曲折度以各种方式来量化。弧－弓比将曲折度定义为被弓分开的弯曲部的长度L_弯曲段、连接弯曲部的端部的C_弯曲段（即，使弯曲部的端部分开的直线距离）：

τ=L_弯曲段/C_弯曲段    (1)

由弧－弓比定义的肾动脉曲折度一般在约1-2的范围内。

心脏舒张和心脏收缩之间的压力变化改变肾动脉的内腔直径，从而获悉血管的大量材料特性。取决于实际血压的特性、即扩张系数DC获取脉压：和直径变化之间的关系：

DC=2*((D_收缩–D_舒张)/D_舒张)/△P=2*(△D/D_舒张)/△P,    (2)

其中，D_收缩是肾动脉的收缩直径，D_舒张是肾动脉的舒张直径，而△D（一般小于约1毫米，例如在约0.1毫米到1毫米的范围内）是两直径之差：

△D=D_收缩-D_舒张    (3)

肾动脉的扩张系数一般在约20-50kPa-1*10-3的范围内。

在心动周期过程中内腔直径变化还可用于确定肾动脉刚度□。与扩张系数不同，刚度是无量纲的特性，并与正常血压的患者体内的实际血压无关：

β=(ln[BP_收缩/BP_舒张])/(△D/D_舒张)    (4)

肾动脉刚度一般在约3.5-4.5的范围内。

与肾动脉的其它几何特性结合，扩张系数可用于确定肾动脉的增量弹性模量E_增量：

E_增量=3(1+(LCSA/IMCSA))/DC,    (5)

其中，LCSA是内腔横截面面积，而IMCSA是内中膜横截面面积：

LCSA=π(D_舒张/2)²    (6)

IMCSA=π(D_舒张/2+IMT)²-LCSA    (7)

对于肾动脉，LCSA在约7-50mm2的范围内，IMCSA在约5-80mm2的范围内，而E_增量在约0.1-0.4kPa*103的范围内。

对于没有明显肾动脉狭窄（RAS）的患者来说，峰值肾动脉收缩血流流速□_最大收缩一般小于约200cm/s；而峰值肾动脉舒张末期血流流速□_最大舒张一般小于约150cm/s，例如约120cm/s。

除了肾动脉的血流流速曲线外，还对体积流量感兴趣。假定泊肃叶流，通过管子的体积流量□（经常在管子的出口处测量）定义为流经管子的流体流的平均速度□_平均乘以管子的横截面面积：

φ=υ_平均*πR²    (8)

通过在从0到R的所有半径上对速度曲线（上述方程8中定义的）进行积分，可示出：

φ=υ_平均*πR²=(πR⁴*△Pr)/8η△x    (9)

如前所述，为了肾动脉的目的，□可定义为□_血、□_x可定义为LRA，而R可定义为DRA/2。肾动脉内的压力变化□_Pr可在心动周期内的共同时刻测量（例如，经由压力感测引导线），以确定在心动周期内选定的共同时刻（例如，在心脏收缩和/或在舒张末期过程中）流经肾动脉的体积流量。可附加地或替代地直接测量体积流量，或可由血流速测量值来确定体积流量。流经肾动脉的体积血流量通常在约500-100毫升/分钟的范围内。

还须关注肾动脉的热动力特性。这种特性包括例如血和/或血管壁的比热、血和/或血管壁的导热性、流经血管壁治疗位点的血流的导热性。还可以关注热辐射，但应预计到传导式和/或对流式传热的大小比辐射式传热的大小大得多。

传热系数可以经验测量或可以根据导热性、血管直径和努塞尔（Nusselt）数来计算。努塞尔（Nusselt）数取决于雷诺数和普朗特（Prandtl）数。雷诺数的计算考虑到流速和流量以及流体粘度和密度，而普朗特数的计算考虑到比热以及流体粘度和导热性。流经肾动脉的血流的传热系数通常在约500-6000瓦/平方米·开尔文的范围内。

可关注的肾动脉的附加特性是由呼吸和/或血流脉动引起的、肾相对于主动脉的运动程度。位于肾动脉的远端处的患者的肾可随着呼吸动作而在颅侧运动多达5厘米这会向使主动脉和肾连接的肾动脉赋予相当大的运动，由此需要神经调节设备独特地平衡刚度和柔性，以在呼吸周期期间保持热治疗元件和血管壁之间的接触。此外，肾动脉和主动脉之间的离源角在各患者之间变化非常大，并还会由于肾运动而在同一个患者内动态地变化。离源角通常在约30-135°的范围内。

肾血管系统的这些和其它特性会对用于经由血管内通路来实现肾神经调节的设备、系统和方法的设计造成约束和/或获悉此设计。特定的设计要求可包括接近肾动脉、便于神经调节设备和肾动脉的腔体表面或壁之间的稳定接触，和/或利用神经调节设备来安全地调节肾神经。

II.用于肾神经调节的导管设备、系统和方法

A.概述

图5示出用于通过血管内通路、对左肾丛和/或右肾丛（RP）进行热诱发神经调节的系统10。

如前所述，左肾丛和/或右肾丛（RP）围绕对应的左肾动脉和/或右肾动脉。肾丛（RP）与对应肾动脉紧密相关联地延伸到肾物质中。该系统通过在血管内通入相对应左肾丛或右肾丛内而热诱发肾丛（RP）进行神经调节。

该系统10包括血管内治疗装置12。如图6a所示，治疗装置12通过引至对应肾动脉的血管内通路14提供通至肾丛（RP）的通路。

如图5所示，治疗装置12包括细长轴杆16，该细长轴杆16具有近端区域18和远端区域20。

细长轴杆16的近端区域18包括手柄组件200。手柄组件200将尺寸和构造设计成由血管内通路14外的看护者（例如，参见图16A和6A）牢固地或人体工程学地保持和操纵。通过从血管内通路14外侧对手柄组件200进行操纵，看护者能使细长轴杆16行进通过曲折的血管内通路14，并且远程地操纵或致动远端区域20。诸如CT、射线照片、IVUS、OCT之类的图像导航或另一种合适的导航器械或者它们的组合可用于辅助看护者的操纵。

如图6B所示，细长轴杆16的远端区域20能充分地挠曲，以通过细长轴杆16的操纵而进入对应的左肾动脉/右肾动脉。如图28A和28B所示，细长轴杆16的远端区域20能经由引导导管94内的通道进入肾动脉。细长轴杆16的远端区域20承载至少一个能量输送元件24（例如射频电极、电极、冷却的射频电极、热元件、生热元件、电阻式加热元件，冷冻消融施加器、微波天线、超声转换器、高强度聚焦超声转换器、激光发射器）。该能量输送元件24的尺寸还专门地设计成和构造成在肾动脉内操纵和使用。

如图6B所示，一旦进入肾动脉，则远端区域20和能量输送元件24在对应的肾动脉内的进一步操纵使得能量输送元件24和沿对应的肾动脉的内壁的组织之间相互接近并对准。在一些实施例中，远端区域20的操纵还会便于使能量输送元件24和肾动脉的壁之间接触。在本发明的情况下，词组“能量输送元件和肾动脉的壁之间的接触”一般是指在有或没有肾动脉壁的无损伤扩张、并不刺穿肾动脉壁或对其进行穿孔的情况下连续的物理接触。

在图6B的代表性实施例中，远端区域20的生热元件24沿远端区域的远侧末端或端部而定位在例如可选的第三或远侧挠曲区44的远端处。然而，应理解的是，远端区域20能可选地包括相对地定位于更近侧的一个或多个附加的生热元件。当提供多个生热元件时，这些生热元件可同时地或逐步地独立输送功率（即，能以单极方式使用），和/或可在这些元件的任何所希望组合之间输送功率（即，能以双极方式使用）。此外，看护者可选地能动态选择用于功率输送的生热元件，以根据需要在肾动脉内形成高度针对患者的伤口。

在图6C中所示的一个代表性实施例中，一个或多个附加的生热元件24a可选地定位在生热元件24的近侧，例如沿第三挠曲区44定位在可选的第三挠曲区44的近侧区域和/或可选的第二或中间挠曲区34的远侧区域处，以在与定位于远侧的生热元件24的纵向隔开、但通常是角度对准的位置处与肾动脉的内壁相接触。可以将生热元件24和24a的间距规定成在肾动脉内使用元件时形成的伤口之间提供所希望的间距。在一个代表性实施例中，生热元件24和24a隔开约1cm。在其它实施例中，生热元件24和24a之间的间隔在约2mm到约5mm的范围中。在一个代表性实施例中，生热元件24和24a隔开约5mm。在另一代表性实施例中，生热元件24和24a隔开约2mm。

附加地或替代地，如图6D所示，一个或多个生热元件24b可相对更近侧地定位，以在与定位于远侧的生热元件24纵向地且角度地隔开（例如，角相对）的位置处、与肾动脉的内壁相接触。该生热元件24b例如可以定位于在可选的第二挠曲区34偏转过程中所形成的弯曲部的顶点处、定位于第二挠曲区34的近侧区域处，和/或定位于第一或近侧挠曲区32的远侧区域处。使生热元件24b与生热元件24和/或与可选的生热元件24a分开的间距根据需要可以规定成在肾血管系统内形成的伤口之间提供所希望的纵向和角间隔。在一个代表性实施例中，生热元件24和24b隔开约5mm到约25mm。在另一代表性实施例中，生热元件24和24b可隔开约30mm。在另一代表性实施例中，生热元件24和24b隔开约11mm。在又一代表性实施例中，生热元件24和24b隔开约17.5mm。

在下文将进行更详细描述的是，在使用时，细长轴杆16的不同部段用于不同的机械功能。因此，这些部段在它们的尺寸、构造以及机械特性方面期望地是不同的，以（i）通过小直径的通入位点经皮引到股动脉内；（ii）无损地通过曲折的血管内通路14、通过髂动脉、进入主动脉并进入对应的左肾动脉/右肾动脉，包括（iii）在左肾动脉/右肾动脉和主动脉的交汇部附近显著挠曲，以进入对应的左肾动脉或右肾动脉；（iv）在对应的肾动脉内受控地平移、偏转、转动和/或致动，以与对应的肾动脉的内壁接近并且如期望地对准；以及（v）将至少一个能量输送元件24放置成与内壁上的组织相接触；(vi)在肾动脉相对于主动脉由于呼吸和/或血流脉动而运动期间，允许至少一个能量输送元件和内壁之间基本上稳定的接触力；以及(vii)通过沿多个方向缩回和/或偏转来在肾动脉内重新定位和/或转动，以进行后续治疗。

返回参见图5，系统10还包括能量发生器26（例如，射频发生器）。在看护者的控制或者算法102的自动控制（将在下文进行更详细地描述）下，发生器26产生选定形式和量值的能量。可操作地附连于手柄组件200的缆线28将能量输送元件24电连接于发生器26。沿细长轴杆16或者通过细长轴杆16内的内腔、从手柄组件200通至能量输送元件24的至少一根电源线（未示出）将治疗能量传送至能量输送元件24。诸如脚踏板100之类的控制机构可连接于（例如，气动连接或电连接于）发生器26，以使操作者能启动、终止发生器和可选地调整发生器的各种操作特征，包括但不局限于能量输送。

对于经由能量输送元件24提供单极电场输送的系统来说，中性或离散电极38能电连接到发生器26并附连于患者体外。此外，一个或多个传感器52（例如，参见图9A和9B）可位于能量输送元件附近或者位于能量输送元件内，并连接于一根或多个电源线，这些传感器例如是一个或多个温度传感器（例如，热电偶、热敏电阻之类）、阻抗传感器、压力传感器、光学传感器、流量传感器、化学传感器或其它传感器。例如，可包括总计两根电源线，其中，两根线可传输来自传感器的信号，而一根线可用于双重目的，并将能量传递到能量输送元件。替代地，两根线都可将能量传输到能量输送元件。

一旦在对应的肾动脉（如图6B所示）内建立能量输送元件24和组织之间接近、对准和接触，则通过能量输送元件24将来自发生器26的能量有目的地施加于组织会在肾动脉的局部区域和肾丛（RP）的相邻区域上引起一种或多种所希望的神经调节效果，而肾丛紧密地位于肾动脉的外膜内或者附近。神经调节效果的有目的施加能实现沿RP的所有部分或一部分的神经调节。

神经调节效果可既包括热消融、非消融热改变或损坏（例如，经由持续加热和/或电阻性加热）又包括电磁神经调节。理想的生热效果可包括使目标神经纤维的温度上升至所希望的阈值以上，以实现非消融热改变，或者使该温度上升至较高温度以上，以实现消融热改变。例如，对于非消融热改变来说，目标温度可以在体温以上（例如约37°C）但低于约45°C，而对于消融热改变来说，目标温度可以是约45°C或以上。期望的电磁神经调节效果可包括改变在神经内传输的电信号。

现在将描述细长轴杆16、远端区域20和能量输送元件24的特定尺寸、构造及机械特性的其它细节，以及系统10的其它方面。在其它实施例中，该系统10可具有不同构造和/或包括不同特征。例如，可使用诸如多电极篮状物、螺旋物或套索、或其它可囊体膨胀装置之类的能量输送元件装置，以在与或不与血管壁接触的条件下在血管内输送神经调节治疗。

B.用于实现通至肾动脉的血管内通路的细长轴杆的尺寸和构造

如上所述，例如通过股动脉可实现通至肾动脉内部的血管内通路。如图6A所示，细长轴杆16特定地将尺寸和构造设计成适应于通过该血管内通路14的通道，该通道从股动脉中的经皮通入位点引至肾动脉内的目标治疗位点。这样，看护者能够使能量输送元件24在肾动脉内定向以实现其预期目的。

为了实用目的，细长轴杆16的包括其承载的能量输送元件24的任一部段的最大外尺寸（例如，直径）由该细长轴杆16所经过的引导导管或输送导管的内直径所规定。例如，假定从临床的角度来看，8弗伦奇的引导导管（具有约0.091英寸的内直径）可以是用于通入肾动脉的最大引导导管，并容许能量输送元件24和引导导管之间存在合理的间隙公差，最大外尺寸可实际上表示为小于或等于约0.085英寸。然而，使用较小的5弗伦奇引导导管94会需要使用沿着细长轴杆16的较小外直径。例如，将在5弗伦奇的引导导管内行进的能量输送元件24将具有不超过0.053英寸的外尺寸。例如，将在6弗伦奇的引导导管内行进的能量输送元件24将具有不超过0.070英寸的外尺寸。

1.力传递部段

如图7A所示，细长轴杆16的近端区域18包括连接于手柄组件200的力传递部段30。该力传递部段30将尺寸和构造设计成具有选定的机械特性，当该力传递部段从所通入的股动脉（左或右）、通过对应的髂分支动脉并进入主动脉且接近于目标肾动脉（左或右）时，这些机械特性适应通过血管内通路14的物理通道以及在该血管内通路14内的力传递。力传递部段30的机械特性至少包括较佳的有效长度（表述为英寸或厘米）。应理解到术语“力传递部段”能与细长管状轴杆或近侧力传递部段互换使用。

如图7A所示，该力传递部段30包括较佳的有效长度L1。该较佳有效长度L1取决于在通入位点及主动脉和肾动脉的交汇部附近的位置之间的血管内通路14内的解剖距离。该较佳有效长度L1可从人体解剖学的教科书中得到，而该人体解剖学的教科书通常由看护者对目标位点的认识所增补或者通过对目标位点具体形态的现有分析而得到。如果有的话，较佳有效长度L1还取决于所使用的引导导管长度。在一代表性实施例中，对于正常的人来说，较佳有效长度L1包括约30cm到约110cm。如果不使用引导导管，则较佳有效长度L1包括约30cm到约35cm。如果使用约55cm长度的引导导管，则较佳有效长度L1包括约65cm到约70cm。如果使用约90cm长度的引导导管，则较佳有效长度L1包括约95cm到约105cm。

力传递部段30还包括较佳的轴向刚度和较佳的扭转刚度。较佳的轴向刚度代表力传递部段30在不弯折或显著变形的条件下、沿血管内通路14的长度行进或缩回的能力。由于一定的轴向变形在不提供过大阻力的条件下、对于力传递部段30通过曲折的血管内通路14来说是必需的，因而力传递部段的较佳轴向刚度也应提供该能力。较佳的扭转刚度代表力传递部段30在不扭折或永久变形的条件下、使细长轴杆16绕其纵向轴线转动的能力。在下文将更详细描述的是，细长轴杆16的远端区域20在对应的肾动脉内行进和缩回以及转动的能力是理想的。

通过为了提供指代轴向刚度和扭转刚度的所希望弹性模量（例如在术语上表述成杨氏模量（E））而选定构成材料、以及选定力传递部段在例如内直径、外直径、壁厚和结构特征方面的结构和构造，可使力传递部段30获得理想量值的轴向刚度和扭折刚度。下文更详细地描述代表性示例。

2.第一挠曲区

如图7A和7B示出，细长轴杆16的远端区域20连接于力传递部段30。力传递部段30的长度L1通常用于将远端区域20带到对应肾动脉和主动脉的交汇部附近（如图6B所示）。力传递部段的轴向刚度和扭转刚度将轴向力和转动力从手柄组件200传递至远端区域20，这将在下文进行更详细地描述。应理解到术语第一挠曲区能与柔性管状结构互换使用。

如图7B所示，远端区域20包括在力传递部段30附近的第一挠曲区32。该第一挠曲区32将尺寸和构造设计成具有如下机械特征：这些机械特征适应以规定较佳通入角度α1所进行的显著挠曲或弯曲，并且在转动过程中提供力传递，而不会使细长轴杆16断裂、塌陷、显著变形或显著扭转。第一挠曲区32应适应于一柔性，该柔性足以使远端区域20经由引导导管行进到肾动脉中，而不会显著地弄直引导导管。

角度α1由治疗装置12须操纵成在主动脉（力传递部段30沿该主动脉对准）和目标肾动脉（远端区域20沿该目标肾动脉对准）之间过渡的角偏差所限定（也在图6B中示出）。这是第一挠曲区32须接近的角度，以使细长轴杆16的远端区域20与目标肾动脉对准，同时细长轴杆16的力传递部段30保持与主动脉的天然轴线对准（如图6B所示）。血管越曲折或肾动脉和主动脉之间的离源角越大，则第一挠曲区32将需要更大程度的弯曲，以使治疗装置的远端区域能通入肾动脉，且角度α1越小。

当导管位于患者体外且第一挠曲区32处于基本伸直、非偏转构造时，角度α1是约180°（如图7B所示）。在第一挠曲区32完全偏转的条件下，角度α1减小至约30°和180°之间的任何角度。在代表性实施例中，完全偏转角α1是约30°到约135°。在另一代表性实施例中，完全偏转角α1是约90°。

第一挠曲区32将尺寸和构造设计成具有如下机械特性：这些机械特性适应于通入角α1在主动脉和肾动脉的交汇部附近显著的、急剧的挠曲或弯曲。由于第一挠曲区32的尺寸、构造以及机械特性，该第一挠曲区须消解这些挠曲力或弯曲力，而不会产生断裂、塌陷、畸变或显著扭转。第一挠曲区的这种挠曲或弯曲会至少部分地在引导导管的远侧区域内发生，而基本上不弄直引导导管。由第一挠曲区32对这些挠曲力或弯曲力的消解可使得细长轴杆16的远端区域20能沿血管内通路14进入目标左或右肾动脉。

第一挠曲区32将尺寸和构造设计成在长度L2上小于长度L1（参见图7A）。这是由于股动脉通入位点及主动脉和肾动脉的交汇部之间的距离（通常是约40cm到约55cm）通常大于肾动脉的在主动脉和沿肾动脉长度的最远治疗位点之间的长度（该长度通常是小于约7cm）。该较佳有效长度L2可从人体解剖学的教科书中得到，而该人体解剖学的教科书通常由看护者对目标位点的认识所增补或者通过对目标位点具体形态的现有分析而得到。例如，长度L2一般可以小于约15厘米，例如可小于约10厘米。在一个代表性实施例中，长度L2可以是约9厘米。

理想的是，将长度L2选定成可使第一挠曲区32的一部分在长度L1处或附近部分地抵靠于主动脉，以及使该第一挠曲区32的剩余部分部分地抵靠在肾动脉内（如图6B所示）。这样，第一挠曲区32限定过渡弯曲部，该过渡弯曲部支承并且稳定于血管系统内。

在图7B的偏转构造中，第一挠曲区32包括曲率半径RoC1。在第一挠曲区32的曲率沿长度L2不改变或恒定的实施例中，长度L2和偏转角α1可限定曲率半径RoC1。应理解的是，替代地，第一挠曲区32的曲率、及由此第一挠曲区的曲率半径RoC1可沿长度L2改变。

在曲率不变化的这些实施例中，长度L2可限定为具有当量曲率半径RoC1的圆的周长C1的(180°-α2)/360°部分。因此，此种当量圆的周长是：

解出曲率半径RoC₁：

因此，在第一挠曲区32的代表性实施例中，即第一挠曲区的曲率并不沿长度L2变化的实施例中，其中，长度L2小于或等于约9cm，而角度α1是约30°到约135°，而曲率半径RoC1是约3.5cm到约11.5cm。因此，在第一挠曲区32的代表性实施例中，即第一挠曲区的曲率并不沿长度L2变化的实施例中，其中，长度L2小于或等于约9cm，而角度α1是约90°，而曲率半径RoC1是小于或等于约5.75cm。

显而易见，公式（11）可重新整理成使长度L2和曲率半径RoC1限定角度α1。此外，公式（11）可重新整理成使曲率半径RoC 1和角度α1限定长度L2。因此，在第二挠曲区34的曲率并不沿长度L2变化的实施例中，长度L2、角度α1以及曲率半径RoC1中的任一个可通过规定其它两个变量来确定。

如下文将更详细描述地并如图6B中所示，第一挠曲区32的长度L2可选地不延伸到肾动脉的目标长度的全长。这是因为细长轴杆16的远端区域20可选地包括位于第一挠曲区32的远侧的一个或多个附加的挠曲区（朝向肾的物质），以容纳对于治疗装置12的治疗目标来说重要的其它不同功能。如下文将描述的，将转矩经第一挠曲区32传递的能力可以使生热装置转动，以将能量输送元件适当地定位在肾动脉内，以进行治疗。

在轴向刚度和扭转刚度方面，第一挠曲区32的机械特性能并且期望地与力传递部段30的机械特性不同。这是由于第一挠曲区32和力传递部段在使用时起到不同的功能。替代地，第一挠曲区32和力传递部段30的机械特性可以是相似的。

力传递部段30在使用时用于在血管通路内相对较长的长度（L1）上传递轴向负载和转矩。与此相对，第一挠曲区32需要在靠近或在对应的肾动脉内较短的长度L2上传递轴向负载和扭矩。重要的是，该第一挠曲区32须突然地适应在主动脉和对应肾动脉的交汇部附近的通入角α1，而不会产生断裂、塌陷、显著畸变或显著扭曲，或者使赋予通入角α1的引导导管变平直。而这是力传递区域无需执行的功能。由此，第一挠曲区32将尺寸和构造设计成比力传递部段30刚度更低并且具有更大的柔性。

此外，当对应的肾由于患者呼吸而运动时，第一挠曲区32可允许能量输送元件24保持与肾动脉的内壁的稳定接触。当患者呼吸时，肾会运动，从而引起肾动脉绕肾动脉与主动脉连结之处的口部枢转。在能量输送过程中期望能量输送元件24和肾动脉的内壁之间的稳定接触。因此，能量输送元件24必须与肾动脉一同相对于主动脉运动。第一挠曲区32的适应以通入角α1在主动脉和肾动脉的交汇部附近显著的、急剧的挠曲或弯曲的机械特性还允许导管的位于第一挠曲区32远侧的部段没有明显障碍地绕口部枢转，从而允许能量输送元件保持与肾动脉的内壁的稳定接触力。在一些实施例中，位于第一挠曲区32远侧的第二挠曲区34在受控偏转时会变得比第一挠曲区32更刚性。第二挠曲区34的附加刚度有助于保持能量输送元件24与肾动脉的内壁之间的稳定接触力，并且由于第一挠曲区32的挠曲变形允许导管与肾动脉一起相对于主动脉以足够的自由度来运动。肾动脉绕与主动脉的交汇部枢转，以使肾动脉的运动随着离开与主动脉的交汇部而增大。第一挠曲区32远侧的远端区域20的长度连同第一挠曲区32的长度构造成使第一挠曲区32的增大部定位在肾动脉内、在治疗位点更远侧处，以在与主动脉的交汇部的区域内提供足够增大的柔性，从而允许能量输送元件24和肾动脉的内壁的更远侧治疗位点之间的稳定接触力，特别是在更远侧治疗位点处加大运动期间。

通过为了提供指代柔性的理想弹性模量（例如在术语上表述成杨氏模量（E））而选定构成材料、以及选定力传递部段在例如内直径、外直径、壁厚和包括横截面尺寸以及几何形状的结构特征方面的结构和构造，可使该第一挠曲区32获得理想量值的轴向刚度、转动刚度以及柔性。下文更详细地描述代表性示例。

虽然理想的是，力传递部段30和第一挠曲区32具有对于它们的相对应功能特有的刚度和柔性特性，但力传递部段30和第一挠曲区32可包括相同的材料、大小以及尺寸构造，使得力传递部段30和第一挠曲区32是同一部段。

3.第二挠曲区

如图7A、7B和7C中所示，细长轴杆16的远端区域20在第一挠曲区32的远侧还可选地包括第二挠曲区34。在一些实施例中，能量输送元件24可由第二挠曲区34来支承。应理解到术语第二挠曲区能与可偏转部段或中间挠曲区或可偏转管状本体或多方向可偏转组件互换地使用。

第二挠曲区34将尺寸和构造设计成并具有如下机械特征：这些机械特征适应以较佳的接触角α2所进行的独立于第一挠曲区32的附加挠曲或弯曲，而不会产生断裂、塌陷、显著畸变或显著扭曲。第二挠曲区34还应适应一柔性，该柔性足以使远端区域20经由引导导管行进到肾动脉中，而不会显著地弄直引导导管。第二挠曲区34可以在一些实施例中构造成沿多个方向受控偏转。

该较佳的接触角α2由能量输送元件24可在肾动脉内径向偏转的、以在能量输送元件24和对应肾动脉的内壁之间建立接触的角度所限定（如图6B所示）。接触角α2的大小和第二挠曲区的长度L3较佳地基于能量输送元件24所抵靠的对应肾动脉的本身内直径以及能量输送元件24的直径，肾动脉的本身内直径可在约2mm和约10mm之间变化。肾动脉的直径最通常地在约2mm到约8mm之间变化，平均直径为约6毫米。

第二挠曲区34从第一挠曲区32以长度L3延伸到目标肾动脉中（参见图6B）。理想的是，考虑延伸到肾动脉中的第一挠曲区32的长度L2以及对应肾动脉的结构，将长度L3选定成将能量输送元件24（承载于在远端区域20的端部处）主动地放置在目标治疗位点处或附近（如图6B所示）。考虑到长度L2，该长度L3可从人体解剖学的教科书中得到，而该人体解剖学的教科书通常由看护者对目标位点的认识所增补或者通过对目标位点具体形态的现有分析而得到。

如图7A所示，第二挠曲区34期望地将尺寸和构造设计成长度L3小于长度L2。这是由于在长度方面，用于使能量输送元件24主动地偏转成与肾动脉的壁相接触所需的距离比用于使细长轴杆16弯曲成从主动脉进入肾动脉所需的距离小得多。因此，肾动脉的长度大部分由第二挠曲区34所占据，而并非同样多地由第一挠曲区32所占据。

在一代表性实施例中，L2小于或等于约9cm，而L3是约5mm到约15mm。在某些实施例中，特别是对于在相对较长的血管内进行治疗来说，L3可以小于或等于约20mm。在另一代表性实施例中，并且如下文更详细地描述，L3小于或等于约12.5mm。在另一代表性实施例中，特别是在第二挠曲区包括铰接接头的情况下，L3不大于3毫米，约为12.5毫米。

当导管位于患者体外且第二挠曲区34处于基本平直、非偏转构造时，接触角α2（如图7C所示）约为180°。在第二挠曲区34完全偏转时，角度α2减小至约45°和180度之间的任何角度。在一代表性实施例中，在完全偏转时，偏转角α2是约75°到约135°。在另一代表性实施例中，在完全偏转时，偏转角α2小于或等于约90°。

在图7C的偏转构造中，第二挠曲区34包括曲率半径RoC2。在第二挠曲区34的曲率沿长度L3不改变或恒定的实施例中，长度L3和接触角α2可限定曲率半径RoC2。应理解的是，第二挠曲区34的曲率及由此第二挠曲区的曲率半径RoC2可替代地沿长度L3变化。

在该曲率不变化的这些实施例中，长度L3可限定为具有当量曲率半径RoC2的圆的周长C2的(180°-α2)/360°部分。因此，此种当量圆的周长是：

解出曲率半径RoC2：

因此，在第二挠曲区34的曲率并不沿长度L3变化的、第二挠曲区的代表性实施例中，其中，长度L3是约5mm到约20mm，而接触角α2是约75°到约135°，且曲率半径RoC2是约3mm到约25mm。在第二挠曲区34的曲率并不沿长度L3变化的、第二挠曲区的代表性实施例中，其中，长度L3是约12.5mm、例如小于或等于约12.5mm，而角度α2是约75°到约135°，且曲率半径RoC2是约7mm到约16mm、例如小于或等于约15毫米。.在第二挠曲区34的曲率并不沿长度L3变化的、第二挠曲区的代表性实施例中，其中，长度L3是约12.5mm，而角度α2是约90°，且曲率半径RoC2是约8mm。

显而易见，公式（13）可重新整理成使长度L3和曲率半径RoC2限定接触角α2。此外，公式（13）可重新整理成使曲率半径RoC2和角度α2限定长度L3。因此，在第二挠曲区34的曲率并不沿长度L3变化的实施例中，长度L3、接触角α2以及曲率半径RoC2中的任一个可通过规定其它两个变量来确定。

在图7C的偏转构造下，第二挠曲区34将能量输送元件24定位在离就在第一挠曲区32远侧的第二挠曲区34的纵向轴线A的距离Y处。该距离Y可从约2mm变化到约20mm。在一些构造中，并且已知大多数肾动脉的尺寸，该尺寸Y可从约5mm变化到约15mm。由于大多数肾动脉的平均直径通常如下所述小于10毫米，所以期望尺寸Y小于或等于10毫米。例如，Y尺寸可以是6毫米或8毫米或6毫米到10毫米之间任何值（包括6毫米和10毫米）。

借助示例，人类肾动脉的平均直径是从约2mm到约8mm，但可从约2毫米到约10毫米。由此，如果第一挠曲区32的远端与具有8mm直径的主动脉的壁相邻定位，则第二挠曲区34将能够充分地偏转，以使得能量输送元件24能与主动脉的相对壁接触。然而，在其它实施例中，距离Y可具有不同的数值，并且尺寸可较大，以便于接触直的或弯曲血管。第二挠曲区34还构造成使能量输送元件24能位于离第一挠曲区32的远端为尺寸X处。该尺寸X例如可根据距离Y和长度L3而改变。

如图7C所示，通过第一挠曲区32和第二挠曲区34，细长轴杆16的远端区域20在使用时能被放置到复杂的多弯部结构36内。该复杂的多弯部结构36包括一个偏转区域（第一挠曲区32）和第二偏转区域（第二挠曲区34），该一个偏转区域以通入角α1在长度L2上偏转，而该第二偏转区域以接触角α2在长度L3上偏转。在复杂的多弯部结构中，L2和L3以及角度α1和角度α2都可以是不同的。这是由于角度α1和长度L2将尺寸和构造特定地设计成通过股动脉通入点从主动脉进入对应的肾动脉，而角度α2和长度L3将尺寸和构造特定地设计成使能量输送元件24与肾动脉内部的内壁对准。

在所说明的实施例中（例如，参见图7C），第二挠曲区34将尺寸和构造设计成使看护者能远程地使第二挠曲区34在肾动脉内偏转，以使能量输送元件24能定位成与肾动脉的内壁相接触。

在所说明的实施例中，控制机构联接于第二挠曲区34。该控制机构包括附连于第二挠曲区34的远端的控制线40（在图12B和12C中示出对应的实施例，并且在下文将进行更详细地描述）。应理解到术语控制线能与挠曲控制元件互换使用。控制线40朝近侧通过细长轴杆16并且联接于手柄组件200上的致动件260（也被称为挠曲控制件）。致动件260的操作（例如，通过看护者朝近侧拉动致动件260或者向前推动致动件260）向后拉动控制线40，以将压缩力和弯曲力施加给第二挠曲区34（如图7C和12C所示），从而引起弯曲。该压缩力与第二挠曲区34的可选定向偏置的刚度（下文进一步描述）使第二挠曲34偏转，由此使能量输送元件24朝肾动脉的内壁径向运动（如图6B所示）。

理想的是，并且在下文将更详细描述的是，细长轴杆16的远端区域20可将尺寸和构造设计成使第二挠曲区34的刚度绕其周缘而变化。该可变周向刚度将优选的且定向的弯曲施加于第二挠曲区34（即，定向偏置刚度）。响应于致动件260的操作，该第二挠曲区34可构造成沿单个优选方向弯曲。下文更详细地描述说明该特征的代表性实施例。还将在后文更详细地描述描绘多方向弯曲的附加的代表性实施例。

该压缩力和弯曲力和由于第二挠曲区34偏转所引起的定向弯曲造成该第二挠曲区的周向刚度变化。控制线40的致动用于增大第二挠曲区的轴向刚度。如下文将描述地，偏转的第二挠曲区的轴向刚度与导管治疗装置的远端区域的其它柔性方面结合允许肾动脉神经调节治疗时的有利性能。

在轴向刚度和扭转刚度方面，第二挠曲区34的机械特性可以并且期望地与第一挠曲区32的机械特性不同。这是由于第一挠曲区32和第二挠曲区34在使用过程中用于不同功能。

该第一挠曲区32在比第二挠曲区34（L3）长的长度（L2）上传递轴向载荷和扭矩。重要的是，第二挠曲区34还将尺寸和构造设计成由看护者在肾动脉内远程地偏转。在该构造中，对偏转的较小阻力是期望的。而这是第一挠曲区32无需执行的功能。由此，第二挠曲区34期望地将尺寸和构造设计成在至少一个运动平面内具有比第一挠曲区32小的刚度（当并未致动控制线40时）、且重要的是具有比第一挠曲区32大的柔性。

仍然，由于位于第一挠曲区32远侧的第二挠曲区34先于第一挠曲区32通过通入角α1，因而该第二挠曲区34还包括如下机械特性：这些机械特征适应以较佳通入角度α1所进行的挠曲或弯曲，而不会使细长轴杆16断裂、塌陷、显著畸变或显著扭曲。

通过为了提供指代柔性的理想弹性模量（例如在术语上表述成杨氏模量（E））而选定构成材料，以及选定第二挠曲区34在例如内直径、外直径、壁厚和结构特征方面的结构和构造，可使该第二挠曲区34获得期望量值的轴向刚度、转动刚度以及柔性。下文更详细地描述代表性示例。轴向刚度、扭转刚度以及柔性是能以传统方式测量和表征的特性。

如前文所述，第一挠曲区32和第二挠曲区34都期望地包括如下机械特性：轴向刚度足以将轴向定位力传递至能量输送元件24。通过向后拉动手柄组件200，轴向力由力传递部段30及第一挠曲区32和第二挠曲区34传递，以使能量输送元件24在肾动脉内沿近侧方向（远离肾）缩回。类似地，通过向前推动手柄组件200，轴向力由力传递部段30及第一挠曲区32和第二挠曲区34传递，以使能量输送元件24在肾动脉内沿远侧方向（朝向肾）前进。因此，可通过由看护者在血管内通路14之外操纵手柄组件200或轴杆来实现使远端区域20和能量输送元件24在肾动脉内朝近侧缩回。

如前文所述，第一挠曲区32和第二挠曲区34还期望地包括扭转强度特性，此扭转强度特性会允许传递充分的转动力矩，以使治疗装置12的远端区域20转动，因而，当第二挠曲区34偏转时，能量输送元件24横靠在血管壁周缘上。通过拉动或推动致动件以使能量输送元件24偏转，进而使该能量输送元件实现与血管壁接触，然后使力传递部段30转动，并且通过该转动第一挠曲区32和第二挠曲区34以及能量输送元件24能在肾动脉内以周向路径转动。如下文所述，该转动特征使临床医师能在能量输送元件24重新定位于另一个治疗位点时保持血管壁接触。通过在治疗之间保持壁接触，临床医师能够在较差的可视条件下利用较高的定向确定性在后续治疗中实现壁接触。

4.第三挠曲区

如图7A、7B、7C和7D所示，细长轴杆16的远端区域20在第二挠曲区34的远侧还可包括第三挠曲区44。第三挠曲区可与远侧挠曲区和力衰减部段互换地使用。在此种构造中，第二挠曲区34的长度L3可缩短L4，而该长度L4构成第三挠曲区44的长度。在此种构造中，能量输送元件24承载于第三挠曲区44的端部处。

如图7D所示，该第三挠曲区44将尺寸和构造设计成具有如下机械特征：这些机械特征适应于以较佳的治疗角α3所进行的独立于第一挠曲区32和第二挠曲区34的附加挠曲或弯曲。该第三挠曲区44还应适应一柔性，该柔性足以使远端区域20经由引导导管行进到肾动脉中，而不会弄直引导导管或者对血管造成伤害。该治疗角α3提供绕远端区域20的轴线的显著挠曲（图15C示出代表性实施例）。并非在医师的直接控制下，第三挠曲区处的挠曲响应于能量输送元件24和壁组织之间的接触而发生，而这种接触由能量输送元件24在第二挠曲区34处径向偏转而引起（参见图6B）。第三挠曲区的被动偏转经由荧光检查法或其它血管造影术为临床医师提供血管壁接触的视觉反馈（如图46A到46E中所示）。此外，第三挠曲区期望地使组织接触区域沿能量输送元件24的侧部定向，由此增大接触面积。该第三挠曲区44还使能量输送元件24抵靠组织偏置，由此使能量输送元件24稳定。

第三挠曲区44的功能为治疗提供附加益处。当致动控制线40使第二挠曲区34偏转，从而使能量输送元件24压抵肾动脉的内壁时，第三挠曲区有效地削减能量输送元件24和血管壁之间的接触力。由于由呼吸和/或脉动流引起的肾动脉运动，此作用对于肾动脉治疗特别有价值。尽管第一挠曲区的柔性允许治疗导管的远端区域在呼吸期间跟随肾动脉的运动，但偏转的第二挠曲区的增大轴向刚度提供远端区域的有益完整性，以保持能量输送元件和血管壁之间的接触。第三挠曲区有助于削弱或缓冲接触力，因而，特别是在肾动脉的运动过程中可以实现和保持无损伤的接触。通过削减该接触力，该第三挠曲区将对血管壁造成机械损伤的机会减到最少，并且避免能量输送元件和血管壁之间发生过分接触（参见对有效表面积的讨论）。

如图7A所示，第三挠曲区44期望地将尺寸和构造设计成在长度L4上小于长度L3。这是由于在长度方面，使能量输送元件24定向且稳定成与肾动脉的壁相接触所需的距离比使能量输送元件24在肾动脉内径向偏转所需的距离小得多。在一些实施例中，长度L4可长至约1cm。在其它实施例中，长度L4是从约2mm到约5mm。在一代表性实施例中，长度L4小于或等于约5mm。在另一代表性实施例中，长度L4小于或等于约2mm。在可偏转部段34由铰接接头构成的另一代表性实施例中，长度L4小于或等于约16毫米，该长度L4在此实施例中可大于可偏转部段34的长度L3。

当导管位于患者体外且第三挠曲区44处于基本伸直、非偏转构造时，治疗角α3是约180°（如图7D所示）。在第三挠曲区44完全偏转的条件下，角度α3减小至约45°和180°之间的任何角度。在代表性实施例中，在完全偏转时，偏转角α3是约75°到约135°。在另一代表性实施例中，在完全偏转时，偏转角α3是约90°。

在图7D的被动偏转构造下，第三挠曲区44包括曲率半径RoC3。在第三挠曲区44的曲率沿长度L4不变化或恒定的实施例中，长度L4和接触角α3可限定曲率半径RoC3。应理解的是，第三挠曲区44的曲率、及由此第三挠曲区的曲率半径RoC3可替代地沿长度L4变化。

在这种曲率不变化的这些实施例中，长度L4可限定为具有当量曲率半径RoC3的圆的周长C3的(180°-α3)/360°部分。因此，此种当量圆的周长是：

解出曲率半径RoC2：

因此，在第三挠曲区的曲率并不沿长度L4变化的第三挠曲区44的代表性实施例中，其中，长度L4是约2mm到约5mm，而接触角α3是约75°到约135°，且曲率半径RoC3是约1mm到约6mm。

显而易见，公式（15）可重新整理成使长度L4和曲率半径RoC3限定接触角α3。此外，公式（15）可重新整理成使曲率半径RoC3和角度α3限定长度L4。因此，在第三挠曲区44的曲率并不沿长度L4变化的实施例中，长度L4、角α3以及曲率半径RoC3中的任一个可通过规定其它两个变量来确定。

第三挠曲区44和第二挠曲区34在轴向刚度、扭转刚度以及柔性方面的机械特性是相似的。然而，第三挠曲区44可将尺寸和构造设计成刚度比第二挠曲区34小，并且重要的是柔性比第二挠曲区大。

在刚描述的实施例中（并且如图7D所示），远端区域20可包括第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44。第一、第二以及第二挠曲区彼此独立地起作用，因而，细长轴杆16的远端区域20在使用时能被放置到更复合的、复杂的多弯部结构36中。该复合的复杂多弯部结构36包括第一偏转区域（第一挠曲区32），该第一偏转区域以通入角α1在长度L2上偏转；第二偏转区域（第二挠曲区34），而该第二偏转区域以接触角α2在长度L3上偏转；以及第三偏转区域（第三挠曲区44），该第三偏转区域以治疗角α3在长度L4上偏转。在复合的复杂多弯部结构36中，所有的长度L2、L3和L4以及所有的角度α1、α2和α3都可以是不同的。这是由于角度α1和长度L2将尺寸和构造特定地设计成通过股动脉通入点从主动脉进到对应的肾动脉中；而角度α2和长度L3将尺寸和构造特定地设计成使能量输送元件24与肾动脉内部的内壁对准；而角度α3和长度L4将尺寸和构造特定地设计成优化组织和能量输送元件之间的表面接触。

远端区域20的第一、第二和第三挠曲区的对应长度L2、L3和L4以及力传递部段30的长度L1和能量输送元件24的长度L5（参照图8A）的组合长度（即，等于L1+L2+L3+L4+L5的组合长度）规定了治疗装置12的细长轴杆16的工作长度。在一些代表性实施例中，该工作长度是从约40cm到约125cm。在不使用引导导管的代表性实施例中，则该工作长度可以是从约40cm到约50cm。或者如果使用55cm长的引导导管，则该工作长度可以是从约70cm到约80cm。而如果使用90cm长的引导导管，则该工作长度可以是从约105cm到约115cm。

C：用于实现肾动脉内的神经调节的能量输送元件的尺寸和构造

在一些患者中，会期望产生沿肾动脉的纵向轴线周向隔开的多个局灶性伤口。然而，应理解到替代地或附加地可形成具有期望的纵向和/或周向尺寸的单个局灶性伤口、一个或多个全周伤口、在共同纵向位置处的多个周向间隔开的局灶性伤口和/或在共同周向位置处的多个纵向间隔开的局灶性伤口。

产生沿肾动脉纵向轴线周向隔开的多个局灶性伤口可避免产生整圆伤口，由此减小血管狭窄的风险，同时仍提供周向地治疗肾丛的机会，该肾丛分布在肾动脉周围。理想的是，使每个损伤覆盖血管周长的至少10％，以减小影响肾丛的可能性。然而，重要的是使每个损伤不过大（例如，>血管周长的60％），以免增大狭窄作用的风险（或者，诸如血栓形成或附带损伤的不期望的治愈反应）。在一个实施例中，能量输送元件24构造成形成血管周长的至少30％（即，大于或等于30％）的伤口。在另一实施例中，能量输送元件24构造成形成大于或等于血管周长的30％但小于60％的伤口。还重要的是，每个损伤充分深，以渗透到外膜内并且超出外膜，由此影响肾丛。然而，太深（例如，大于5毫米）的伤口存在妨碍非目标组织和组织结构（例如，肾静脉）的风险，因此热治疗的受控深度是期望的。

如下文更详细进行描述的是，能量输送元件24可在肾动脉内输送至第一治疗位点，以使能量输送元件24定位成与肾动脉的内壁相接触，以对肾丛进行治疗（参见图43C）。一旦根据期望在肾动脉内定位，能量可经由能量输送元件输送，以在该第一治疗位点处产生第一局灶性损伤（参见图43D）。该第一局灶性损伤产生第一治疗区域98a，该第一治疗区域在径向平面或者正交于肾动脉的壁或纵向轴线的横截面中、并不完全围绕肾动脉的周缘连续（即，第一局灶性损伤并非总是绕血管壁的圆周延伸）。于是，在第一治疗区域的垂直于肾动脉的纵向轴线的径向平面中、绕肾动脉的周缘存在离散的未治疗区域。

在第一治疗区域98a处形成第一局灶性损伤之后，能量输送元件24可选地相对于肾动脉重新角定位（参见图43E和43F）。例如可通过经由手柄组件200使治疗装置12的细长轴杆角转动来实现此种重新角定位（例如，参见图16A）。除了使能量输送元件24重新角定位以外，该能量输送元件可选地沿肾动脉的纵长或纵向尺寸重新定位（参见图43E）。例如可通过经由手柄组件200使治疗装置12的细长轴杆16平移来实现此种纵向重新定位，并且该纵向重新定位可发生在能量输送元件24的重新角定位之前、之后或者同时。

使能量输送元件24在纵向尺寸和角度尺寸方面重新定位，这样使得能量输送元件在用于治疗肾丛的第二治疗位点处放置成与肾动脉的内壁相接触（参见图43E）。然后，可经由能量输送元件输送能量，以在第二治疗位点处形成第二局灶性损伤，由此产生第二治疗区域98b和第二未治疗区域（参见图43F）。

如同由第一局灶性损伤所产生的第一治疗区域，该第二治疗区域并不绕肾动脉的整个周缘连续。然而，该第一治疗位点和第二治疗位点分别绕肾动脉的角度尺寸和纵长尺寸彼此角度偏移和纵向偏移（参见图43G）。使沿肾动脉的不同横截面或径向平面定位的第一治疗区域和第二治疗区域绕共同的横截面交叠会提供组合的治疗区域，该组合治疗区域与单单任一治疗区域相比覆盖较大部分的肾动脉周缘。由于该复合治疗区域是非连续的（即，由多个纵向且角度隔开的治疗区域所形成），因此与在单个治疗位点处（即，在肾动脉的单个纵长位置或者绕肾动脉的单个横截面）形成覆盖等效部分的肾动脉圆周的单个病灶性损伤相比，预期可在减小血管狭窄风险的条件下治疗较大部分的肾动脉壁周缘。

在一个或多个附加的角度和纵向隔开的治疗位点处可选地形成一个或多个附加局灶性损伤，以产生附加的角度和纵向隔开的治疗区域（参见图43G-43K）。在一代表性实施例中，治疗区域中的所有部分或一部分交叠提供非连续的（即，沿肾动脉的纵长尺寸或纵向轴线断开）但却基本周向的（即，在肾动脉的纵长部段上基本上一直绕肾动脉的周缘延伸）组合治疗区域。与产生这种连续周向损伤的周向治疗相比，该交叠的治疗区域有益地并不沿垂直于肾动脉的任何单个径向平面或横截面产生连续周向损伤，这可减小形成尖锐狭窄或者延迟狭窄的风险。

通过沿多个纵长位置以不同的角定向来定位能量输送元件所产生的非连续周向治疗可较佳地影响基本上沿肾动脉的纵长尺寸传播的解剖结构。这些解剖结构可以是神经纤维和/或支承神经纤维的结构（例如，肾丛）。此外，此种非连续周向治疗可减轻或减小在诸如平滑肌细胞之类、绕肾动脉的角度尺寸传播的结构中所引起的潜在不利效果。在替代地形成连续周向损伤的情形下，平滑肌细胞相对于肾动脉的角定向或周向定向会增大发生尖锐狭窄或延迟狭窄或急性血管痉挛的风险。

在诸如6C和6D中所示的多个能量输送元件的构造（例如多电极构造）中，在将单个导管放置在肾动脉内的过程中，可产生多个非连续周向治疗区域。这些多能量输送元件可分隔并且定位成使得它们彼此纵向地且角度地隔开，并使它们产生纵向偏离的和角度上相对或偏移的治疗区域。治疗装置12的缩回和转动能使能量输送元件重新定位，以产生附加的纵向地且角度分离的治疗区域，由此使医师能够在每次放置导管时产生多个治疗区域，并且能够经由仅两次放置导管来产生若干治疗区域。

在一些实施例中，如稍后参照图26中所讨论的，治疗装置12的远端区域20可包括螺旋形的偏转构造，而多个生热元件沿该远端区域的长度定位。当以螺旋形偏转构造定位在肾动脉中时，多个生热元件24可沿与肾动脉的壁接触的远端区域的纵向长度周向地隔开。在一些实施例中，通过放置导管一次可实现非连续周向治疗，而无需使远端区域20重新角定位或纵向定位。

如所述（并且如图8A所示），能量输送元件24将尺寸和构造设计成在使用时与肾动脉的内壁相接触。在所说明的实施例中（参见图8A），能量输送元件24呈电极46的形式，该电极46将尺寸和构造设计成将包括射频（RF）能量的电场从发生器26施加于血管壁。在该所说明的实施例中，电极46以单极或双极模式操作。在此种构造中，用于所施加的RF电场的返回路径例如通过外部离散电极（如图6A中的38所示）而建立，而该外部离散电极还称作惰性电极或中性电极。RF电场能量的单极施加用于对电极46附近的组织进行欧姆式或电阻式加热。而RF电场的施加会对组织造成热伤害。治疗目标是在目标神经纤维中热引发神经调节（例如，坏死、热改变或消融）。该热损伤在血管壁中形成例如在图9B中所示的损伤。替代地，RF电场能以不热损伤组织的振荡强度输送，由此通过神经信号的电调节来实现目标神经内的神经调节。

能量输送元件24或电极46和血管壁之间接触的有效表面积（ASA）对热能场在整个血管壁上传递的效率和控制有影响，以热影响肾丛（RP）中的目标神经纤维。能量输送元件24和电极46的有效表面积定义为能量输送元件24或电极46的能够放置成与组织紧密接触的能量传递区域。能量输送元件和血管壁之间的过多接触和/或过多能量会在组织和能量输送元件之间的交界处或周围产生不适当的高温，由此在该交界处产生过热。此种过热还会造成周向过大的损伤，从而增大狭窄的风险。这种过热还会导致血管壁处的不期望的热损伤，这使血管组织变硬和干化，从而更易于被刺穿和穿孔。此外，组织干化（即，脱水）减小组织的导电性和导热性。减小的导电性和导热性会潜在地形成太浅以至于不可达到神经纤维的伤口，并还会造成形成过热，从而引起对血管壁的增大的和不期望的破坏，并增大血栓形成的可能性。尽管过度的壁接触和加热的风险较多，但能量输送元件和血管壁之间的较少接触会影响治疗的效率。例如，过少接触会致使血管壁产生浮热，由此产生过小（例如，<血管周长的10％）和/或过浅以至于不可到达目标肾神经纤维的伤口。

虽然，能量输送元件24和电极46的有效表面积（ASA）对于产生期望尺寸和深度的损伤是重要的，然而能量输送元件24和电极46的有效表面积（ASA）和整个表面积（TSA）之间的比值也是重要的。ASA与TSA的比值以如下两种方式影响杀伤形成：（1）经由电场的电阻性加热的程度，以及（2）血流或者诸如所注射或注入的盐水之类的对流冷却元件的效果。如上所述，RF电场通过对暴露于电场的组织进行电阻性加热而致使杀伤形成。ASA与TSA的比值越高（即，电极和组织之间的接触程度越大），则电阻性加热越强。将在下文更详细描述的是，血液在电极的暴露部分（TSA-ASA）上的流动为电极提供传导和对流冷却，由此从血管壁和电极之间交界部带走过量热能。如果ASA与TSA比值过高（例如，50％），则组织的电阻性加热会过度并且无法带走充足的过量热能，从而产生过热并且增大狭窄伤害、血栓形成以及不理想的杀伤尺寸产生的可能。如果ASA与TSA比值过低（例如，10％），则组织存在过小的电阻性加热，由此产生浮热以及较小和较浅的杀伤。

出于临床原因，可通过引导导管的最大希望尺寸以及肾动脉自身的尺寸和解剖结构对能量输送元件24的各种尺寸施加限制。通常，电极46的最大外直径（或者非圆形横截面的横截面尺寸）包括沿手柄组件200的细长轴杆16的长度所遇到的最大直径。因此，力传递部段30以及第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44的外直径与电极46的最大外直径相等或者（期望地）比电极46的最大外直径小。

在图8A所示的代表性实施例中，电极46采取直圆柱体的形式，并且具有比其直径大的长度L5。该电极46还期望地包括倒圆以形成防损伤端面48的远侧区域。在图8B所示的代表性实施例中，电极46在形状上是球形的，因而长度L5等于电极直径。该球形形状也具有对于组织交界部的防损伤表面。

如图8A和8B中所示，已知对应电极的TSA，远侧柔性区域44的角度α3和长度L4特定地将尺寸和构造设计成使组织和对应电极46之间接触的有效表面积（ASA）优化。第三挠曲区44的角度α3和长度L4可期望地至少将电极46的侧部扇形体50放置成抵靠于组织（参见图8C），然而应理解的是，在功率输送之前电极46并非必然地需要定位成使其侧部扇形体50抵靠于组织。在一代表性实施例中，电极46与组织接触的有效表面积（ASA）可以表示成ASA≥0.25TSA且ASA≤0.50TSA。

ASA与TSA比值超出50％对于缩小的功率输送型面来说是有效的。替代地，增大电极的传导或对流冷却（例如，通过主动冷却）可补偿较大的ASA与TSA比值。如下文进一步所述，这可通过将诸如盐水（例如，室温盐水或冷冻盐水）之类的冷却流体注射或注入到电极上并注入血流来实现。

第二挠曲区34和第三挠曲区44中的每个的刚度还选定成经由电极施加稳定力，该稳定力将电极46定位成与血管壁组织基本上稳固接触。该稳定力还影响通过能量输送元件所实现壁接触的量（即，ASA与TSA比值）。在具有较大稳定力的条件下，能量输送元件具有较大的壁接触，而在具有较小稳定力的条件下，实现较小的壁接触。稳定力的附加优点包括：（1）削弱远端20和血管壁之间的接触力，以使对血管壁造成机械伤伤的风险最小，（2）使电极46恒定地定位成平靠于血管壁，以及（3）使抵靠于血管壁的电极46稳定。如上参照第一挠曲区和第/第二挠曲区的结合作用讨论的，这种稳定力允许导管治疗装置即便在呼吸期间肾动脉运动过程中也保持与血管壁的恒定接触。该稳定力还使电极能在使电极脱离与壁接触之后返回至中间位置。

如前所述，出于临床原因，电极46的最大外直径（或者横截面尺寸）由引导导管的最大内直径所限制，且细长轴杆16通过该引导导管来通过血管内通路14。假定8弗伦奇的引导导管94（具有约0.091英寸内直径）从临床角度来看是用于接近肾动脉的最大理想导管，并且允许电极46和引导导管之间存在合理的间隙公差，而电极46的最大直径被限制成约0.085英寸。在使用6弗伦奇引导导管而非8弗伦奇引导导管的情形中，电极46的最大直径被限制成约0.070英寸。在使用5弗伦奇引导导管的情形中，电极46的最大直径被限制成约0.053英寸。根据这些限制和前述功率输送方面的考虑，电极46期望地具有从约0.049英寸到约0.051英寸的最大外直径。该电极46还期望地具有约0.020英寸的最大外直径，以提供充足的冷却和杀伤尺寸。在一些实施例中，电极46（即，能量输送元件24）可具有约1mm到约3mm的长度。在能量输送元件是电阻式加热元件的一些实施例中，它可具有从约0.049到0.051英寸的最大外直径和约10毫米到30毫米的长度。

D:经由能量输送元件将能量施加于组织

返回参见图5，在所说明的实施例中，发生器26可向电极46供给脉冲或连续RF电场。虽然持续输送RF能量是期望的，然而以脉冲施加热能可允许施加相对较高的能量水平（例如，较高的功率）、较长或较短的总计持续时间和/或更好受控的血管内肾神经调节治疗。脉冲能量还允许使用较小的电极。

热治疗可例如经由用一个或多个传感器52收集的数据来进行监测和控制，这些传感器诸如是温度传感器（例如，热电偶、热敏电阻等）、阻抗传感器、压力传感器、光纤传感器、流量传感器、化学传感器、力传感器、应变传感器等。（参见图9A和9B）传感器52可包含到电极46内或上和/或远端区域20上的相邻区域内/上。

有利地，由于第二挠曲区34以受控方式偏转，电极46的在治疗期间与组织接触的表面会是已知的。这样，传感器52可以规定传感器是否与治疗位点处的组织接触和/或面向血流的方式包含到电极内。规定相对于组织和血流来放置传感器的能力相当大，这是因为从面向血流侧到与血管壁接触侧的在整个电极上的温度梯度可高达约15摄氏度。还可预计其它感测到的数据（例如，流量、压力、阻抗等）在整个电极上的巨大梯度。

传感器52可以例如包含到电极的在功率和能量输送期间在治疗位点处与血管壁接触的那侧（参见图9B），可包含到电极的末端，可包含到电极的在能量输送期间面向血流的相对侧（参见图9），和/或可包含到电极的一定区域内（例如，远侧、近侧、扇形体等）。在一些实施例中，多个传感器可沿电极和/或相对于血流设置在多个位置。例如，可设置多个周向和/或纵向间隔开的传感器。在一个实施例中，第一传感器可在治疗期间与血管壁接触，并且第二传感器可面向血流。

附加地或替代地，各种微传感器能用于获取与能量输送元件、血管壁和/或流经该能量输送元件的血对应的数据。例如，可实施微型热电偶和/或阻抗传感器的阵列来获取沿能量输送元件或治疗装置的其它部分的数据。在可适用时，可以在能量输送之前、与能量输送同时或在能量输送之后或者在能量脉冲之间获取或监测传感器数据。所监测的数据可在反馈环中用于更好地控制治疗，例如以确定是否持续或停止治疗，并且可便于控制增大或减小功率的输送或者较长或较短的治疗持续时间。

非目标组织可由对应肾动脉内的血流（F）所保护，该血流用作带走过量热能的传导和/或对流散热件。例如（如图9A和9B所示），由于血流（F）并不被细长轴杆16及其承载的电极46阻挡住，因而血液在对应肾动脉中的自然循环用于从非目标组织和能量输送元件中散除过量热能。通过血流散除过量热能还允许进行更高功率的治疗，其中当从电极和非目标组织带走热能时，更多功率被输送至目标组织。这样，血管内输送的热能对位于血管壁附近的目标神经纤维进行加热，以调节目标神经纤维，而对应肾动脉内的血流（F）保护血管壁的非目标组织免于过热伤害或不期望的热损伤。当以脉冲输送能量时，与施加等效量值或持续时间的连续热能相比，热能脉冲输送之间的时间间隔可便于进一步对流冷却或以其它方式冷却血管壁的非目标组织。

还可期望通过引发额外天然血流流经能量输送元件提供加强的冷却。例如，可通过看护者实施技术和/或工艺以增大通过肾动脉或到能量输送元件本身的充注。这些技术包括将局部闭塞元件（例如，囊体）定位到上游的血管本体内，诸如肾动脉的近侧部或主动脉，以改善经能量输送元件的流。附加地或替代地，来自血管系统的另一区域的自体同源血可吸出并改向到肾动脉内，以增大流经动脉的血的体积流量和/或流速。

此外或替代地，为了被动地利用血流（F）作为散热件，可以提供主动冷却来去除过多热能，并保护非目标组织。例如，在开式回路系统中，热流体注入物可注射、注入或以其它方式输送到血管内。此外或替代地，能量输送元件24（例如，电极46）可以在闭式回路系统（即，无须将任何剂输送到血流内）内主动地进行冷却，以诸如通过使热流体注入物（例如，低温或冷却流体）在远端区域20内循环或通过一些其它机制来去除过多的热能。

用于主动冷却的热流体注入物例如包括（室温或冷却的）盐水或一些其它的生物相容流体。热流体注入物可以例如经一个或多个注入内腔和/端口通过治疗装置12引入。当引入血流内时，热流体注入物可例如在能量输送元件24或电极46上游的位置或者相对于应受到保护的组织的其它位置处经引导导管引入。在治疗位点附近输送热流体注入物（经由开式回路系统和/或经由闭式回路系统）可例如允许施加增大的/较大的功率，可允许在能量输送期间保持血管壁处的较低温度，可便于形成较深或较大的伤口，可便于缩短治疗时间，可允许使用较小的电极尺寸，可补偿突然减少的血流，可补偿造成在治疗位点处相对较小的血流的解剖特征，或其组合。

虽然文中所述的许多实施例属于构造成用于输送RF能量的电气系统，但可设想通过其它装置来实现所希望的治疗，例如通过相干光或非相干光；直接热改变（例如，借助加热或冷却流体或电阻式加热元件）；微波；超声波（包括高强度聚集超声波）；二极管激光器；辐射；组织加热流体；和/或低温流体。

III．代表性实施例

A.第一代表性实施例（具有在远侧承载的能量输送元件的第一、第二和第三挠曲区）

图10A到15H示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括力传递部段30以及第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44，这些区具有上述物理和机械特征。在该实施例中，能量输送元件24承载于第三挠曲区44的远侧（例如参见图11A）。

1.力传递部段

在所示的实施例中，如图10A和10B所示，力传递部段30包括第一细长且期望地管状结构，该管状结构可呈例如第一管状结构54的形式。该第一管状结构54期望地是由诸如不锈钢之类的金属材料或者诸如镍钛合金（又名镍钛诺或NiTi）之类的形状记忆合金所制成，以使力传递部段30如已述具有所需的轴向刚度和扭转刚度。如已述，该力传递部段30包括沿细长轴杆16的刚度最大的部段，以便于使细长轴杆16在血管内通路14内作轴向运动以及转动操纵。或者，第一管状结构54可包括空心线圈、空心线缆、实心线缆（嵌入线）、编织轴杆或编织加强轴杆、线圈加强聚合物轴、金属/聚合物复合物等等。

刚度是材料选择以及诸如内直径、外直径、壁厚、几何形状和通过对海波管材料进行微设计、机加工、切割和/或刮切所得到的其它特征之类的结构特征的函数，以提供所希望的轴向刚度特征和扭转刚度特征。例如，细长轴杆可以是被激光切割成各种形状和横截面几何形状的海波管，以实现所希望的功能特性。

当第一管状结构54由导电金属材料制成时，该第一管状结构54可包括由电绝缘聚合物材料所制成的套管56或覆盖件，该套管或覆盖件放置在下置管状结构的外直径上。聚合物材料还可选定成具有所希望的硬度（表达一定程度的刚度或刚度缺乏），以有助于第一管状结构54具有所希望的整体刚度。聚合物材料的候选材料包括但不限于是聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）；

材料；尼龙；聚氨酯、

材料或它们的组合。聚合物材料可层叠、浸涂、喷涂或以其它方式沉积/附连于管的外直径。

2.第一挠曲区

如图11A、11B和11C所示，第一挠曲区32包括第二细长且期望地管状结构，其可呈例如第二管状结构58的形式。该第二管状结构58可由与第一管状结构54相同或不同的材料所制成。第二管状结构58的轴向刚度和扭转刚度如上所述使第一挠曲区32具有所需的轴向刚度和扭转刚度。如已述，第一挠曲区32可具有比力传递部段30小的刚度和大的柔性，以在主动脉和对应肾动脉的交汇部处和之前引导急剧的弯曲。该第二管状结构期望地是海波管，但可替代地包括空心线圈、空心线缆、编织轴杆等等。

使第一管状结构54和第二管状结构58共用相同的材料会是期望的。在该情形中，第二管状结构58的形式和物理特征与第一管状结构54相比可改变，以实现所希望的刚度差和柔性差。例如，第二管状结构58的内直径、外直径、壁厚以及其它设计特征可以是特定的，以提供所希望的轴向刚度和扭转刚度以及柔性特征。例如，第二管状结构58可沿其长度被激光切割，以提供可弯曲的弹簧状结构。根据可制造性的容易度，第一管状结构和第二管状结构可由相同的材料件或由两种单独的材料生产出。在第一管状结构和第二管状结构材料不同的情形下，第二管状结构58的外直径会小于第一管状结构54的外直径（或者具有较小的壁厚），以在第一管状结构54和第二管状结构58之间产生所希望的刚度差。

当第二管状结构58由导电金属材料制成时，该第二管状结构58与第一管状结构类似地包括由电绝缘聚合物材料或已述的材料所制成的套管60（参见图11B和11C）或覆盖件。套管60和覆盖件还可选定成具有所希望的硬度，以有助于在第一管状结构和第二管状结构58之间产生所希望的刚度差和柔性差。

第二管状结构58可包括与第一管状结构54不同的材料，以在第一管状结构和第二管状结构58之间产生所希望的刚度和柔性差。例如，该第二管状结构58可包括钴-铬-镍合金，而非不锈钢。或者，第二管状结构58可包括较低刚度的聚合物、编织轴杆或编织加强轴杆、线圈加强聚合物轴杆、金属/聚合物复合物、镍钛诺或空心线缆状结构。如已述，除了材料选择以外，可通过对第二管状结构58的内直径、外直径、壁厚以及其它设计特征进行选择来实现所希望的刚度差和总柔性差。此外，如上所述，由电绝缘聚合物材料所制成的套管60或覆盖件还可放置在第二管状结构58的外直径上，以在第一管状结构54和第二管状结构58之间赋予所希望的差值。

3.第二挠曲区

如图12A、12B、12C和12D所示，第二挠曲区34包括第三细长且期望是管状结构，该管状结构可采取例如第三管状结构62的形式。该第三管状结构62可由与第一管状结构54和/或第二管状结构58相同或不同的材料所制成。第三管状结构62的轴向刚度和扭转刚度如上所述使第二挠曲区34具有需要的轴向刚度和扭转刚度。已进行描述的是，该第二挠曲区34可比第一挠曲区32具有较小的刚度和更大的柔性，以便于使第二挠曲区34在对应肾动脉内受控地偏转。

如果第二管状结构58和第三管状结构62共用相同的材料，则第三管状结构62的形式和物理特征与第二管状结构58相比有所改变，以实现所希望的刚性差和柔性差。例如，第三管状结构62的内直径、外直径、壁厚以及其它设计特征可以是特定的，以提供所希望的轴向刚度和扭转刚度以及柔性特征。例如，第三管状结构62可沿其长度激光切割，以提供比第二管状结构58可弯曲程度更大的弹簧状结构。

当第三管状结构62由导电金属材料制成时，该第三管状结构62还可包括由电绝缘聚合物材料或已述的材料所制成的套管64（参见图12B、12C和12D）或覆盖件。套管64和覆盖件还可选定成具有所希望的硬度，以助于在第二管状结构和第三管状结构62之间产生所希望的刚度差和柔性差。

第三管状结构62可包括与第二管状结构54不同的材料，以赋予第二管状结构和第三管状结构62之间期望的刚度差和柔性差。例如，第三管状结构62可包括镍钛诺材料，以赋予第二管状结构和第三管状结构62之间期望的刚度差和柔性差。如已述，除了材料选择以外，可通过对第三管状结构62的内直径、外直径、壁厚以及其它设计特征进行选择来实现所希望的刚度差和总的柔性差。

例如，在直径方面，第三管状结构62的外直径期望地小于第二管状结构58的外直径。外直径或壁厚的减小影响第二管状结构58和第三管状结构62之间希望的刚度差。

如上文更详细的描述，第二挠曲区的优选偏转是理想的。这可通过使第三管状结构62沿所希望的偏转方向压缩并抵抗沿偏转相反方向的压缩来实现。例如，如图12B和12C所示，第三管状结构62（不同于第二管状结构58）可包括激光切割型式，该激光切割型式包括带有连接肋部68的脊柱66。该型式使该第三管状结构62的偏转响应于拉动联接于第三管状结构62的远端的控制线40而朝向期望的方向偏置。该控制线40利用焊接物130附连于可偏转部段的远端。当控制线被拉动时，第三管状结构在可压缩侧压缩，从而使偏转沿可压缩侧方向偏置。在肾动脉内优选偏转的益处已进行了描述。

此外，如图12D所示，平条带材料70（例如，镍钛诺、不锈钢或者弹簧不锈钢）可附连于第三管状结构62。当从控制线40移除拉力时，用于加强可偏转第三管状结构62的平条带会使可偏转第三管状结构62弹性地伸直。

此外，由如上所述电绝缘聚合物材料所制成并且具有期望硬度的套管64（参见图12B、12C和12D）或覆盖件还可放置在第二管状结构58的外直径上，以赋予第一管状结构54和第二管状结构58之间希望的差异。

在图12B-12D所示的实施例中，脊柱66的宽度（即，脊柱66在沿第三管状结构62的纵向轴线、且不包括肋部68的区域处的径向弧长）影响第三管状结构62的相对刚度和弹性。应理解的是，可将脊柱66的宽度规定成：为第三管状结构62提供所希望的相对刚度和/或弹性。.此外，脊柱66的宽度可沿第三管状结构62的纵向轴线变化，由此为第三管状结构提供沿其长度变化的相对刚度和/或弹性。脊柱66的宽度的此种变化可以是渐进的、连续的、突然的、断续的或者它们的组合。

可偏转部段34的长度L3在约5毫米到20毫米之间，例如小于或等于约12.5毫米。当远端区域20从引导导管前进到肾动脉内时，能量输送元件24与肾动脉壁的上表面接触。长度L3允许能量输送元件24通过可偏转部段34的偏转来操纵，以在较短距离内与肾动脉壁的背部、腹部和下部表面接触，只要可偏转部段34从引导导管突出即可。因此，可偏转部段34的长度L3选择成特别适用于肾动脉。

肋部68的宽度（即，每个肋部沿第三管状结构62的纵向轴线所跨越的距离）以及肋部68的间距（即，脊柱66沿第三管状结构62、在相邻肋部68之间所跨越的距离）可选地会在相邻肋部68彼此接触之前、对能由第二挠曲区34所实现的最大优选偏转有影响，即会限制第三管状结构的可压缩侧的最大压缩量。.相邻肋部68之间的此种接触可选地可限定第二挠曲区34在此种最大优选偏转下的曲率半径和/或角度α2（参见图7C）。可偏转部段构造成最大挠曲状态，其中，当可偏转本体使能量传输元件远离细长管状本体的轴线运动预定距离时，实现该最大挠曲状态。最大挠曲避免对肾动脉壁造成损伤的风险，如果长度L3的可偏转部段34比肾动脉的直径偏转得明显更多则会发生这种损伤。如下文更详细讨论的，力衰减部段44构造成衰减在可偏转部段34偏转时对动脉壁施加的力。能量输送元件24和肾动脉内壁之间的稳定接触力可通过施加比不稳定力大且又比损伤力小的力来形成。力衰减部段44削减接触力，从而即便可偏转部段34使能量输送元件24远离细长管状本体的轴线运动大于肾动脉直径的距离，也将该接触力保持在稳定的又无损伤的范围内。例如，力衰减部段44可充分挠曲以使可偏转部段34构造成最大挠曲状态，因而，预定距离比肾动脉直径大约4毫米。在一个实施例中，远侧组件53具有约3毫米到6毫米的长度（例如，小于或等于5毫米），可偏转部段34具有约8毫米到15毫米的长度L3（例如，小于或等于12.5毫米），并具有使能量输送元件24移位约10到14毫米的预定距离的最大柔性。替代地或附加地，预定距离可通过手柄200内的偏转限制器来调节，该限制器限制致动件260使控制线移位最大量，由此限制偏转到调节的最大挠曲状态。

应理解的是，可根据需要指定肋部68的宽度和/或间距，以实现所希望的最大优选偏转。此外，肋部68的宽度和/或间距可沿第三管状结构62的纵向轴线变化，由此在此种最大优选偏转下为第二挠曲区34提供变化的曲率半径。肋部68的宽度和/或间距的此种变化可以是渐进的、连续的、突然的、断续的或者它们的组合。

如上所述，能以多种附加方式实现通过减小沿偏转方向的刚度而产生的优选偏转。例如，如图13B所示，第三管状结构62可包括管状聚合物或金属/聚合物复合物，其具有带有不同刚度D1和D2的部段，其中D1>D2（也就是说，具有D1的部段在机械上比具有D2的部段刚度大）。该第三管状结构62还可采取椭圆形、矩形或者平坦金属线圈或聚合物的形式，其具有带有不同刚度D1和D2的部段，其中D1>D2（如图13C所示）。在另一结构中，具有较低刚度D2的部段在附连有致动线的相同侧定向在第三管状结构62上。

或者，如图14B和14C所示，第三管状结构62能包括可编织或盘绕的偏心聚合物或金属/聚合物复合物。该第三管状结构62还可采取偏心椭圆形、矩形或者平坦金属线圈或聚合物的形式（如图14C中所示）。在另一结构中，具有较薄（较小刚度）壁的部段76在附连有致动件的相同侧定向在第三管状结构62上。

4.第三挠曲区

如图15A到15H所示，第三挠曲区44包括柔性管状结构74。该柔性结构74包括金属、聚合物或者金属/聚合物复合物。柔性结构74的材料和物理特征选择成使第三挠曲区44具有(1)足够的柔性，以在能量输送元件24将压力施加于肾动脉内壁时弹性地变形，该压力小于处于引起损伤的高风险的压力；但是，(2)足够的刚度，以在能量输送元件24和肾动脉的内壁之间形成接触力或压力，该接触力或压力允许能量输送和稳定接触。第三挠曲区44的柔性削减由能量输送元件24施加于动脉壁的力，因而，当第二挠曲区34在较宽范围内偏转时，该力保留在此合适的范围内。此外，通过弹性变形，第三挠曲区44使能量输送元件24对准，以使能量输送元件的侧部与动脉壁如前讨论的那样进行接触。

柔性结构74的材料和物理特性可选地选定成使柔性结构74的轴向刚度和扭转刚度不大于第三管状结构62的轴向刚度和扭转刚度。当第三管状结构还未由控制线40偏转时，柔性结构74的整体柔性可选地至少等于和大于第三管状结构62的柔性。

如上所述，作为第三挠曲区44一部分的柔性结构74能联接于第二挠曲区。或者，在并不提供第二挠曲区的实施例中，该第三挠曲区能联接于第一挠曲区。如图15B所示，能量输送元件24承载于柔性结构74的远端处，以放置成沿对应肾动脉的血管壁与组织接触。

为柔性结构74所选取的材料可以是不透辐射的或者透辐射的。例如，诸如不锈钢、铂、铂铱或者金之类的不透辐射材料可用于实现可视化和图像导航。当使用可透辐射材料时，该材料可选地能掺杂有诸如硫酸钡之类的不透辐射物质，以便于实现可视化和图像导航。

柔性结构74的构造可改变。例如，在图15B和15C所示的实施例中，柔性结构74包括封装在聚合物涂层或者包裹部110中或者覆盖有聚合物涂层或包裹部110的线104。该线104穿过近侧锚定件108和远侧锚定件106，该近侧锚定件附连于第二挠曲区34的远端，而远侧锚定件106固定在生热元件24/电极46内或者与该生热元件24/电极46成一体。远侧锚定件106可使用例如焊接物固定在生热元件24/电极46内。或者，远侧锚定件106和生热元件24/电极46可制造成单个部件或单体结构。

虽然各种类型的材料可用于构造前述结构，以具有牢固地连接于第二挠曲区34和能量输送元件24的柔性结构74，然而期望的是，线104由凯夫拉尔（Kevlar）或类似的聚合物线构成，并且使近侧锚定件108和远侧锚定件106由不锈钢所构成。虽然涂层110可由任何电绝缘材料所构成，尤其是那些之后关于套管80所列的材料，然而期望的是柔性结构74的结构由诸如碳还原层叠物110之类的低硬度聚合物所包封/涂敷/覆盖。如图15C所示，一根或多根电源线29可在沿柔性结构74或在其内行进。如前所述，这些线可为能量输送元件24提供来自发生器26的电流/电能，并且还传送由传感器52获取的数据信号。如图15C中所示，从手柄致动件260延伸的控制线40能形成到近侧锚定件108内，并且能使用焊接物130附连于细长轴杆。

柔性结构74的上述构造的一个优点是：该柔性结构74在能量输送元件和细长轴杆的其余部分之间产生电绝缘区域。凯夫拉尔线104和层叠物110都是电绝缘的，由此使电源线29作为电连接的唯一装置。或者，柔性结构74和第三挠曲区44的外表面是不带电的。

如图15D到15F所示，当使能量输送元件24与血管壁接触时，柔性结构74使得第三挠曲区44能够显著地被动偏转。如已进行的描述，此种柔性具有若干潜在益处。一个这种益处可以是：如果移除第三挠曲区44且能量输送元件直接联接于第二挠曲区34的远端，相对于在第二挠曲区34偏转期间施加于血管壁的力或应力，当第二挠曲区34偏转时，第三挠曲区44能减小在能量输送元件24和血管壁之间施加的力或应力。这会减小损伤的风险。此外，由能量输送元件24施加于血管壁的力或应力可以在第二挠曲区34偏转期间、特别是在由呼吸和/或脉动流引起的运动过程期间保持在一致的范围内，这会便于一致和/或受控地形成伤口。

该柔性结构74的大小和构造使得能量输送元件能沿许多方向偏转，这是由于第三挠曲区能在任何通过远端区域轴线的平面内弯曲角度Θ。为了在诸如肾动脉之类的周围血管内进行治疗，理想的是角度Θ≤90度。可选的是，该柔性结构74并非具有相当大的弹性，即当偏转时并不提供显著的回复或矫直力矩。

能量输送元件24期望地可提供沿基本上任何或所有方向的全方向的能量输送。当第三挠曲区44在治疗位点绕适合于给定患者的解剖几何形状的角度Θ被动地偏转时，能量输送元件24的任何部分可与肾动脉的内壁对准，以将能量输送至目标肾神经。在此种能量输送过程中，血流能散除热量，由此减小或减轻对被输送到目标肾神经的能量进行屏蔽或其它优选定向的需求，而此种需求会使第三挠曲区44不期望地更硬或更庞大。与被屏蔽或被定向的能量输送元件、例如是与包括微波或放射性电源的能量输送元件相比，无需屏蔽/优选定向的此种全方向能量输送会便于将能量输送元件24更简单地或更安全地定位在治疗位点处。

在第三挠曲区44的替代实施例中，柔性结构74可采取管状金属线圈、线缆、编织件、聚合物或金属/聚合物复合物的形式，如图15H所示。或者，如图15G所示，该柔性结构74还可采取椭圆形、矩形或者平坦金属线圈或聚合物的形式。在替代的实施例中，柔性结构74可包括使得能量输送元件24能在至少一个运动平面内枢转的其它机械结构或系统。例如，柔性结构74可包括铰链或球/窝组合。

如果柔性部件总地或部分地包括导电材料，则第三挠曲区44期望地在由电绝缘聚合物材料制成的柔性结构74上包括外套管80（参见图15G和15H）和覆盖件。该聚合物材料还具有用于柔性部件的柔性的期望硬度（例如，25D到55D）。

聚合物材料的候选材料包括聚对苯二甲酸乙二醇酯（PET）；聚氨酯；氨基甲酸酯；热塑性聚氨酯（carbothane）；芳香族聚醚基热塑性聚氨酯（tecothane）；低密度聚乙烯(LDPE)；硅酮；或其组合。聚合物材料可层叠、浸涂、喷涂或以其它方式沉积/施加在柔性结构74上。或者，聚合物材料的薄膜（例如PTFE）能裹绕于柔性结构74。或者，柔性结构74可固有地是绝缘的，并且并不需要单独的套管80或覆盖件。例如，柔性结构可包括涂有聚合物的盘绕线。

可选地，第三挠曲区44可包括传感器42，该传感器如图16A中所示指示第三挠曲区44的偏转量。传感器42可以例如是压电－电阻元件，该元件在第三挠曲区44呈全长或部分长度上，并能安装到第三挠曲区的一侧。通过细长轴杆16延伸的一对导体（未示出）将传感器42连接到供电和感测回路（未示出）。当第三挠曲区44响应于施加于能量输送元件24或第三挠曲区44与肾动脉的内壁接触的一部分的力而偏转时，传感器42将传递使偏转量量化的信号。当传感器42是压电－电阻元件时，它的电阻将与其应力成比例地变化。第三挠曲区44的偏转量指示相对于肾动脉的内壁的接触力。

5.转动控制件

在下文将更详细描述的是，理想的是，在能量输送元件与血管壁接触之后，使装置在肾动脉内转动。然而，临床医生在装置的近端处转动整个手柄组件会麻烦且不便，尤其是给定肾结构尺寸的情形下。在一代表性实施例中，如图16A和16B所示，轴杆16的近端通过转动器230联接于手柄组件200。

力传递部段30的近端附连于转动器230上的固定联接件88。因此，转动器230的转动（参见图16A所示）使力传递部段30转动，并且通过该转动，整个细长轴杆16转动，而无需使手柄组件200转动。如图16A所示，看护者由此能够将手柄组件200的近侧部分保持转动地稳定在一只手中，而利用同一只手或不同的手将扭转力施加给转动器230，以使细长轴杆16转动。这使得致动件能容易保持被触及，以控制偏转。

由于存在从手柄组件延伸通过装置的轴的线缆和线（例如，控制件40、输电线和/或传感器/热电偶线29等等），期望的是限制轴杆相对于这些线的转动，以避免这些线发生不必要的缠结和扭转。转动的限制元件可包含到手柄组件和转动件内，以解决这个问题。在给定结构或尺寸约束（例如，线）的条件下，转动器230和手柄组件能构造成允许轴杆有最佳的回转圈数。手柄组件的部件可例如构造成使轴杆独立于手柄组件进行有限圈数回转（例如，两次）。将轴杆的转动限制于最佳的回转圈数可通过任何数目的通常已知的机械特征来实现。

如已述并且将在下文进行更详细地描述，通过血管内通路，看护者能操纵手柄组件200，以将细长轴杆16的远端区域20定位在对应肾动脉内。然后，看护者能操作手柄组件200上的致动件260（参见图16A和16B），以使能量输送元件24绕第二挠曲区34偏转。然后，看护者能操作手柄组件200上的转动器230（参见图16A和16B），以沿细长轴杆16施加转动力。细长轴杆在第二挠曲区34在对应肾动脉内偏转时的转动使能量输送元件24在对应肾动脉内转动，从而易于实现与血管壁的接触，并确定是否存在壁接触，尤其是在存在血管造影可视性不良的平面内。

在所披露技术的附加方面，手柄组件200可构造成当装置位于患者体内时将操作者/看护者对装置的操纵减到最少。例如，如图16B所示，手柄组件还包括基本上适应于下方表面（例如，操作台）的一个或多个表面243。在图16B中被示作基本上平坦的表面243可根据下方表面的构造和/或几何形状、替代地是弯曲的、成形的或倾斜的。当治疗装置12位于患者体内时，该适应表面243使得医师能保持手柄组件200稳定。为了使装置在位于患者内部时转动，该操作者能简单地拨动转动器230，而无需提起手柄组件。当操作者希望收回装置以进行后续治疗时，该操作者能简单地使手柄组件沿下方表面滑至下一位置。同样，这减轻了由于操作者对于治疗装置的误操纵或过操纵所引起的伤害风险。附加地或替代地，下方表面能使用夹具、织物结构、粘合剂等等与下方表面配合。

对于在此所披露的转动机构的附加增强包括在转动配件上提供触觉和/或视觉反馈，使得操作者能在转动该装置时能行使更大的控制和维护。转动器230还能选择性地锁定到手柄组件，由此如果操作者希望将治疗装置保持于特定角位置的话，能防止进一步转动。其它可选的增强包括沿轴杆/手柄组件提供距离标记，以使操作者能在收回治疗装置时指示距离。

B.第二代表性实施例（第三挠曲区包括柔性生热元件）

图17A和17B示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括力传递部段30、第一或近侧挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44。在该实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32以及第二挠曲区34的材料、尺寸以及构造可比拟于第一代表性实施例中所描述的相对应对等物。

然而，在该实施例中，第三挠曲区44将尺寸和构造设计成其自身用作柔性能量输送件90。在直径方面，该柔性能量输送元件90将尺寸和构造设计成等于或大于第二挠曲区34。因此，该可挠曲生热元件90的整个表面积TSA增大，使得电极46的可能有效表面积也增大。

此外，如前所述，在此种结构中，挠曲生热元件90的整个长度享有第三挠曲区44的柔性特性。柔性生热元件可以是主动柔性电极。将材料选定成除了施加所希望的柔性以外还具有导电性。主动柔性电极可由柔性导电线或管、激光切割导电管、线圈导体或多个细丝刷状电极来构成。替代地，柔性生热元件90可以是柔性电阻式加热元件，该元件由电绝缘电阻金属制成，当电流传导经过该元件时该元件被加热。柔性生热元件90可沿其整个长度充分挠曲，以适应紧紧地抵靠于血管壁，由此进一步增大生热元件的可能有效表面积。该柔性生热元件90还可更易于在与血管壁迎面配合时偏离血管壁，从而由于柔性生热元件90被放置成与血管壁具有侧对侧关系，因而使施加于血管壁的力最小。由此，该柔性生热元件90可被认为是更不具损伤性的。

在所说明的实施例中，该柔性电极90还期望地包括呈锥形以形成钝头防损伤端面48的远侧区域。该端面48可通过激光、电阻焊接或者机械加工由金属材料所形成。该端面48可通过粘结、层叠或者内嵌模制技术由聚合物材料所形成。

C：第三代表性实施例（第三挠曲区包括大致球形的有效电极）

图18A和18B示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44。在该实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32以及第二挠曲区34的材料、尺寸以及构造可比拟于第一和第二代表性实施例中所描述的对应对等物。

然而，在该实施例中，第三挠曲区44将尺寸和构造设计成在离其远端更向近侧隔开的位置处、承载至少一个大致球形的有效电极92。尽管至少一个有效电极92a替代地可包括大致圆柱形构造，以使有效电极是带状电极，至少一个有效电极92的较佳是大致球形的构造有利地预计减小电气边缘效应，该边缘效应会在圆柱形电极的周缘处的相对尖锐边缘处存在的更突兀的过渡区处遇到。为了本发明的目的，大致球形电极包括从细长轴杆16向外突出、并具有倒圆边缘的电极。因此，大致球形电极可以是球形、长形、椭圆形、具有倒圆边缘的圆柱形、复合轮廓形等。

在此实施例中，第三挠曲区44具有参照前述实施例所述的第三挠曲区44的柔性特征。在直径方面，图18中所示的第三代表性实施例的第三挠曲区44的尺寸设计成并构造成小于或约等于第二挠曲区34的直径。在直径方面，至少一个球形有效电极92将尺寸设计成大于第三挠曲区44的直径。因此，第三挠曲区44的挠曲能将球形电极92放置成与较大的组织区域接触，由此使电极的有效表面积（ASA）增大。

在所说明的实施例中，该第三挠曲区44期望地包括呈锥形以形成钝头防损伤端面48的远侧区域。该端面48可通过激光、电阻焊接或者机械加工由金属材料所形成。该端面48可通过粘结、层叠或者内嵌模制技术由聚合物材料所形成。

至少一个球形电极92可例如通过压接、热收缩、模制、点焊、激光焊接或软焊技术附连于远侧挠曲区44。至少一个球形电极92沿第三挠曲区44的长度的放置可变化。该球形电极可例如放置在第三挠曲区44的大约中间区域中，或者放置成更接近于远端而非近端，或反之。

图18A和18B示出具有单个球形电极92的第三实施例。然而，任何数目的附加球形电极92可按期望沿第三挠曲区44设置。例如，图18C示出具有沿第三挠曲区44的长度定位的三个球形电极92的第三实施例。在一些实施例中，一个或多个球形电极92可附加地或替代地沿第二挠曲区34放置，如下文中所述。

D.第四代表性实施例（第三挠曲区包括大致半球形的有效电极）

图19A-19C示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44。在该实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32以及第二挠曲区34的材料、尺寸以及构造可与第一、第二和第三实施例中的相应对等物相似。

然而，在该实施例中，第三挠曲区44将尺寸和构造设计成在离其远端向更近侧间隔开的位置处、承载至少一个大致半球形的有效电极92a。半球形的有效电极附连于第三挠曲区44，以使它在第三挠曲区的偏转构造下指向目标组织。尽管至少一个有效电极92a替代地可包括大致半圆柱形构造，但至少一个有效电极92a的较佳是大致半球形的构造有利地预计减小电气边缘效应，该边缘效应会在半圆柱形电极的周缘处的相对尖锐边缘上碰到。为了本发明的目的，大致半球形电极包括从细长轴杆16的一侧向外突出并具有倒圆边缘的电极。由此，大致球形电极可以是半球形、半长圆形、半椭圆形、具有倒圆边缘的半圆柱形、沿轴杆16的一侧设计轮廓的复合形等。

在此实施例中，第三挠曲区44具有参照前述实施例所述的第三挠曲区44的柔性特性。在半径方面，图19中所示的第三代表性实施例的第三挠曲区44的尺寸设计成并构造成约等于第二挠曲区34的半径。在半径方面（即，从第三挠曲区44的横截面中心起），至少一个半球形有效电极92a的尺寸设计成比第三挠曲区44的半径大。因此，第三挠曲区44的挠曲能将半球形电极92a放置成与较大的组织区域接触，由此使电极的有效表面积（ASA）增大。采用半球形电极92a、而不是采用球形电极92预计增大电极的ASA与TSA之比。

在所说明的实施例中，该第三挠曲区44期望地包括呈锥形以形成钝头防损伤端面48的远侧区域。该端面48可通过激光、电阻焊接或者机械加工由金属材料所形成。该端面48可通过粘结、层叠或者内嵌模制技术由聚合物材料所形成。

至少一个半球形电极92可例如通过点焊、激光焊接或软焊技术附连于远侧挠曲区44。至少一个球形电极92沿第三挠曲区44的长度的放置可变化。该球形电极可例如放置在第三挠曲区44的大约中间区域中，或者放置成更接近于远端而非近端，或反之。

图19A和19B示出具有单个半球形电极92的第四实施例。然而，任何数目的附加半球形电极92可按期望沿第三挠曲区44设置。例如，图18C示出具有沿第三挠曲区44的长度定位的三个半球形电极92的第四实施例。在一些实施例中，一个或多个半球形电极92可附加地或替代地沿第二挠曲区34放置，如下文中所述。

E.第五代表性实施例（第三挠曲区包括多细丝刷状有效电极）

图20A和20B示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一挠曲区32、第二挠曲区34以及第三挠曲区44。在此实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32和第二挠曲区34的材料、尺寸和构造可与之前所述的实施例的相应的对等物相似。

然而，在此实施例中，第三挠曲区44的尺寸设计成和构造成在其远端处承载具有多根细丝的刷状有效电极96。在直径方面，刷状电极96的尺寸和构造设计成等于或大于第二挠曲区34。刷状电极96的直径和多根细丝增大刷状电极96的总表面积TSA，因而，也增大电极46的可能有效表面积。

同样，如前所述，在此种结构中，刷状电极96的整个长度享有第三挠曲区44的挠曲特性或者比第三挠曲区44更柔性。将材料选定成除了施加所希望的柔性以外还具有导电性。刷状电极96由此沿其整个长度足够柔性以紧密地顺应抵靠于血管壁，而电极的各个细丝独立地偏转并顺应于壁，由此进一步增大电极的可能有效表面积。

与电极46的前述实施例相比，当与血管壁迎面配合时，刷状电极96的细丝可更容易地远离血管壁偏转，由此，当电极96放置成与血管壁接触时，减小施抵血管壁的力。多细丝刷状电极96由此可被认为是不具损伤性的，可减轻对第三挠曲区44的需求（例如，如果不设置第三挠曲区44，则刷状电极96可联接于第二挠曲区34的远端）。此外，增大的刷状电极96的TSA会由于电极的主动（例如，经由喷射的热流体）或被动（例如，经由血流）冷却而加强传热，这会便于经电极传递较大功率的电场，以进行目标肾神经的热诱发调节，而对肾血管系统的非目标组织的损伤减少。

F.第六代表性实施例（第三挠曲区包括偏轴线的力再分布）

图21A、21B和21C示出细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括力传递部段30、第一挠曲区32和第二挠曲区34以及第三挠曲区44。在此实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32和第二挠曲区34的材料、尺寸和构造可与之前所述的实施例的相应的对等物相似。

但在此实施例中，第三挠曲区44的尺寸设计成和构造成促进第一和/或第二挠曲区的弯折或弯曲，而血管壁的接触力与一些之前所述的实施例相比有所减小。这可通过偏轴线弯曲部49来实现，该弯曲部对施加于第三挠曲区和血管壁之间的法向力向量定位成偏离细长轴杆16的纵向轴线。偏轴线弯曲部49能借助以下方式来减小损伤的风险，即，i)使导管柱上的轴向负载移位到偏心负载上和/或侧向负载上，以便于导管轴杆的弯折；ii)改变施加于肾动脉壁的力的方向iii)通过增大表面积来减小施加于肾动脉的压力，和/或iv)便于引导绕过尖锐弯曲部。应理解到术语偏轴线弯曲部可与力改向元件或预成形几何形状互换地使用。

例如，如图21中所示，第三挠曲区44的柔性结构74、聚合物涂层或包裹物110可包括处于非约束构造的偏轴线弯曲部49。柔性结构74的材料和物理特征选择成使柔性结构74的轴向刚度和扭转刚度不大于第三管状结构62的轴向刚度和扭转刚度，且当第三管状结构未由控制线40偏转时，柔性结构74的总柔性至少等于并期望地大于第三管状结构62的柔性。替代地，力改向元件49可以是第三挠曲区44内的、由线材或管子构成的弯曲部，该弯曲部具有借助材料选择和尺寸来包含到力衰减部段44内的期望柔性。例如，力衰减部段44可由镍钛诺线材制成，并具有约0.10到0.20毫米的直径。

当导管在肾动脉内前进时，处于非约束构造的柔性结构74的曲率部或偏轴线弯曲部（如图21A和21B中所示）在第三挠曲区44与血管壁配合时将所施加的法向力向量定位成不与第一挠曲区32和/或第二挠曲区34的轴线对准。预计到法向力向量的此种定位可减少致使第一和/或第二挠曲区弯折或弯曲所需的血管接触力，这还可减少施加于血管壁的损伤力风险。附加地/替代地，这种第二挠曲区可便于在不必转动细长轴杆16的情况下在肾动脉的角度上相对的内腔表面处建立接触和治疗。

为了讨论导管和动脉壁之间的力相互作用，下面是具有有效刚性和平直导管300的简化示例（如图21D中所示）。如下面更详细讨论的，由本发明代表的诸如导管柔性、尺寸和几何形状之类的变量会改变力相互作用。每个力具有量值和方向。由有效刚性和平直导管施加于动脉壁的力的量值基本上等于由使导管前进到人体内的看护者施加的力。在此示例中，基本上平直和刚性的导管通过推动导管的近端前进到肾动脉内，由此，导管的前进轨迹是沿导管轴线平移。因此，由导管施加于动脉壁上的力的方向沿导管轴线前进。在此简化的示例中，动脉壁将由弹性壁表示，该弹性壁具有最大膨胀和壁强度。由动脉壁施加的力包括法向力（垂直于表面的分量），其特征在于动脉壁抗膨胀和刺穿的能力（根据弹性和强度）；以及平行于动脉壁表面的分量，其特征在于动脉壁和导管表面之间的摩擦。

平直导管轴杆类似于在变形之前能抵抗沿其轴线的相当大负载的柱体。施加于柱体一侧的负载将引起柱体在小于轴向负载的力下弯曲。平行于柱体但与其轴线有一距离施加的负载、即偏心的负载将致使柱体以小于轴向负载的负载弯折。负载偏心得越多，弯折该柱体所需的力越小。专门构造的力改向元件49使导管的远侧末端与轴线间隔开，以使当远侧末端前进到肾动脉壁内时，施加于远端区域20的所有部分的负载是偏心的。特别是，施加于力衰减部段44的负载与轴线成角度，由此促进力衰减部段44的变形或弯折；施加于可偏转部段的负载是偏心的，由此使其如图21F和21G中所示地进行弯折。因此，远端区域20构造成在一负载下变形，该负载比可将压力施加于动脉壁从而引起过度损伤的负载小，由此减小对肾动脉壁造成损伤的风险。在图21H到21L中示出包括力改向元件49的不同实施例的远端区域20的示例。

此外，由导管施加于动脉壁的压力是力除以接触面积。如果仅导管的末端与动脉壁接触，压力等于力除以末端的接触表面积。如果导管与动脉壁在诸如沿能量输送元件24和力衰减部段44一侧的较大接触表面积SA上接触，如图21F中所示，则由于力被大得多的面积除，所以压力大幅减小。例如，由0.049英寸直径末端的导管施加的压力比借助力改向元件49分布在远侧组件的长度上所施加的压力大出约75％。

在一些实施例中，力改向元件49和力衰减部段44包括相同的结构，其中，力改向元件如图21H和21J中所示是力衰减部段44内的预成形的弯曲部或弯头。替代地，力改向元件可以是如图21I和21K中所示的力衰减部段44内的两个预成形的弯曲部或弯头，或者力改向元件可以是使能量输送元件24的远侧末端57如图21L中所示与细长本体16的轴线间隔开的弯曲部或弯头的任何数目和组合。

在其它实施例中，力改向元件49和力衰减部段44可包括单独的结构。例如，如图21N中所示，力改向元件49是具有预成形的成角度弯曲部的线材或管子。力改向元件可连接到单独的力衰减部段44，该力衰减部段44在图21N是簧圈。

参照图21H，力改向元件49可包括成角度的弯曲部，该弯曲部具有角度α4以及曲率半径RoC4，该角度α4以及在约135°到170°之间，例如，小于或等于约160°，而曲率半径RoC4在约0毫米到1毫米，例如小于或等于约0.25毫米。力改向元件49可沿力衰减部段44定位在离力衰减部段44的近端约0毫米到2毫米，例如小于或等于约0.25毫米。在力改向元件49远侧的远侧组件53的长度可以在约3毫米到10毫米之间，例如小于或等于约5毫米。

参照图21I，力改向元件49可包括具有角度α5和曲率半径RoC5的第一成角度弯曲部，以及具有角度α6和曲率半径RoC6的第二成角度弯曲部；其中，角度α5和α6在135°到170°之间，例如小于或等于约145°，曲率半径RoC5和RoC6在0毫米与2毫米之间，例如小于或等于约0.25毫米。

如图21J和21K中所示，第一代表性实施例的力改向元件49可包括一个或两个弯曲部。力改向元件49可以是弯曲的力衰减部段44。

如图21K中所示，力改向元件49可包括任何预成形的几何形状，其将导管的远端放置成相对于可偏转部段34的轴线成预设定角度α7和距离L7，其中，预设定角度α7在约15°到45°，例如小于或等于约20°，而距离L7在约1毫米和6毫米之间，例如小于或等于约2毫米。

上述力改向元件可定向成使能量输送元件24沿与一方向移位，该方向是沿可偏转部段34的预定偏置挠曲相反的方向并在相同的平面内。替代地，力改向元件可定向成使能量输送元件24沿与一方向移位，该方向是沿可偏转部段34的预定偏置挠曲相同的方向并在相同的平面内。

G.第七代表性实施例（第二挠曲区包括预成形形状）

图22A-22K示出细长轴杆16的第七代表性实施例，该细长轴杆16包括力传递部段30、第一挠曲区32和第二挠曲区34以及可选的第三挠曲区44。在这些实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32以及可选的第三挠曲区44的材料、尺寸以及构造可与之前实施例中的任一个所述的相应对等物相比。

然而，在这些实施例中，第二挠曲区34可包括具有力改向元件49的第三管状结构62，其包括预成形的形状或几何形状，该力改向元件在非约束构造下是偏离细长轴杆16的纵向轴线或从该纵向轴线偏转（例如，参见图22A和22B），这可便于将能量输送元件24定位成与肾动脉内的治疗位点接触。第二挠曲区34的长度和直径与第二挠曲区34的先前实施例中的任一个所述的那些是可比的。在一个实施例中，第三管状结构62的预成形形状可以规定成向第二挠曲区34提供诸如之前所述的那些的、期望的曲率半径RoC2和角度α2（参见图7C）。在其它实施例中，预成形的形状可呈其它几何和尺寸形式。第三管状结构62可以例如由诸如镍钛合金（即，镍钛诺）形状记忆材料或由弹簧钢制成，以提供预成形的形状。

当经由血管间路径在肾动脉内前进和从肾动脉撤回时，第二挠曲区34可定位在诸如引导导管96的引导导管内，这可以在这种血管内输送和撤回过程中使第三管状结构62基本上平直或约束第三管状结构。在第二挠曲区34在引导导管远侧前进之后，第三管状结构62可重新呈其偏轴线的预成形形状，例如，以使能量输送元件24与肾动脉壁接触。除了由第三管状结构62的预成形形状提供的被动偏转之外，第二挠曲区34可选地可以主动偏转（例如，如前所述，经由附连于手柄致动件260的控制线40）。替代地，第二挠曲区34的偏转可以全为被动的（即，可以完全由于第三管状结构的预成形形状），从而减轻对控制线40和致动件260的需求。

1.沿预成形形状方向的主动偏转

当第二挠曲区34构造成既主动又被动偏转时，第三管状结构62可构造成使第二挠曲区的主动偏转沿第三管状结构的预成形形状方向偏置。这可通过使第三管状结构62沿结构的预成形形状的方向压缩、并抵抗与结构的预成形形状相对的压缩来实现。在这种构造下，主动偏转加大或扩大由第三管状结构的预成形形状提供的被动偏转。

图22C提供第二挠曲区34的代表性实施例，该第二挠曲区34具有预成形形状并构造成沿预成形形状的方向主动偏转。在图22C中，第三管状结构62包括激光切割型式，该激光切割型式包括具有连接肋部68的脊柱66。脊柱66包括预成形形状，该形状使第二挠曲区34定位成在非约束构造下偏离细长轴杆16的纵向轴线或从细长轴杆16的纵向轴线偏转。预成形形状的方向设计成：激光切割型式使该第三管状结构62的主动偏转响应于拉动联接于第三管状结构62的远端的控制线40而朝预成形形状的方向偏置。该控制线40利用焊接物130附连于第二挠曲区的远端。

2.用于经由单根控制线进行双向偏转的、沿与预成形形状相对的方向的主动偏转

作为图22C的实施例的替代方式，当第二挠曲区34构造成既主动又被动偏转时，第三管状结构62可构造成使第二挠曲区的主动偏转沿基本上与第三管状结构的预成形形状方向相反的方向偏置。这可通过使第三管状结构62能沿结构的预成形形状的相反方向压缩、并能抵抗与结构的预成形形状的压缩来实现。在这种构造下，主动偏置减小由第三管状结构的预成形形状提供的被动偏转或使其反向。

图22D提供第二挠曲区34的代表性实施例，该第二挠曲区34具有预成形形状并构造成沿预成形形状的相反方向主动偏转。在图22D中，第三管状结构62也包括激光切割型式，该激光切割型式包括具有连接肋部68的脊柱66。如图22C的实施例中那样，脊柱66包括预成形形状，该形状使第二挠曲区34定位成在非约束构造下偏离细长轴杆16的纵向轴线或从细长轴杆16的纵向轴线偏转。然而，与图22C的实施例相比，预成形形状的方向设计成：激光切割型式使该第三管状结构62的主动偏转响应于拉动联接于第三管状结构62的远端的控制线40而远离预成形形状的方向偏置。

如图22E-22G中可见，当第二挠曲区34具有预成形形状并构造成沿预成形形状的相反方向主动偏转时，第二挠曲区可期望地实现经由单根控制线40的双向弯曲。如图22E中可见，在不进行主动偏转（例如，当控制线40不被拉紧时）的第二挠曲区34的非约束构造下，第二挠曲区34呈其第三管状结构62的预成形形状。如图22F中可见，施加于控制线40的拉力部分地或完全将第二挠曲区34内的弯曲部拉直。如图22G中可见，在一些实施例中，附加地拉动（即，向近侧缩回）控制线40可使第二挠曲区沿其预成形形状的相反方向偏转，由此借助单根控制线40提供第二挠曲区的双向弯曲。

可选地，如图22F中那样，在肾动脉内输送和/或撤回能量输送元件24过程中，控制线40可处于拉力下，以在这种输送/撤回过程中至少部分地拉直第二挠曲区34的预成形形状。当定位在肾动脉内时，可从控制线40去除拉力，以使第二挠曲区如图22E中那样沿预成形形状偏转，以使能量输送元件24与肾动脉壁接触。替代地或附加地，可向更近侧拉动控制线40，以使第二挠曲区沿预成形形状的相反方向偏转，如图22G中那样，以使能量输送元件24与肾动脉壁接触，而无须转动细长轴杆16。如前面讨论的，第三挠曲区44期望地适应与肾动脉的任何壁的接触，并被动地偏转以使能量输送元件24与被接触的动脉壁至少部分地对准，由此适应于第二挠曲区34的双向偏转。

3.与预成形形状结合的沿任何期望方向的主动偏转

图22C-22G示出第二挠曲区34的代表性实施例，这些实施例构造成使第二挠曲区34既主动又被动偏转，其中，主动偏转是沿被动偏转的方向（即，第二挠曲区的预成形形状的方向）或与该方向相反的方向。然而，应理解到在其它设想的实施例中，第二挠曲区的主动偏转可以根据期望在任何平面内，并且不限于沿预成形形状的方向或相反方向的主动偏转。

4.与预成形形状纵向偏置的主动偏转

在图22C-22G中，第二挠曲区的主动偏转和被动偏转沿共同的纵向段进行。替代地/附加地，主动和被动偏转可沿纵向间隔开或彼此偏置。例如，第二挠曲区34可包括构造成主动偏转的更近侧部段和具有预成形形状的更远侧部段，或反之亦然。沿预成形形状的方向、沿与预成形形状相反的方向或根据期望沿任何其它方向发生主动偏转。

图22H示出具有构造成主动偏转的更近侧部段和具有预成形形状的更远侧部段的第二挠曲区34的代表性实施例。第二挠曲区34的更近侧部段示意地构造成沿更远侧部段的预成形形状的相反方向主动偏转。然而，应理解到预成形形状替代地可指向主动偏转方向或任何其它方向。

如图22H中可见，第三管状结构62包括激光切割型式，该激光切割型式包括具有连接肋部68的脊柱66。与图22A-22G的实施例相比，焊接物130在第二挠曲区的远端近侧将控制线40连接于第三管状结构62，例如在第三管状结构62的更近侧部段的远端处和/或在第三管状结构的更远侧部段的近端处。在控制线40附连于第三管状结构62的远侧，脊柱66包括力改向元件49，该力改向元件49包括预成形的偏轴线形状。第三管状结构的激光切割型式使第三管状结构62的主动偏转响应于在脊柱的预成形形状的近侧拉动联接于第三管状结构62的控制线40而沿预成形形状的相反方向偏置。

现参照图22I-22K，当第二挠曲区34具有构造成沿更远侧部段的预成形形状的方向主动偏转的更近侧部段时，第二挠曲区期望地可以在由能量输送元件24施加于血管壁的接触力减小的情况下促进第一或第二挠曲区内的弯折，这会使治疗造成的损伤减少和/或会减轻对可选的第三挠曲区44的需求。附加地/替代地，这种第二挠曲区可便于在不必转动细长轴杆16的情况下在肾动脉的角度上相对的腔体表面处建立接触和治疗。

如图22I中可见，在不主动偏转的（例如，当控制线40不被拉紧时）第二挠曲区34的的非约束构造下，第二挠曲区34的更远侧部段呈其第三管状结构62的预成形形状。如前面讨论的，当定位在肾动脉内时，第一挠曲区32可沿肾动脉的上壁表面或在其附近定位（例如，参见图7E）。如图22J中可见，当不主动地偏转时，第二挠曲区的更远侧部段的预成形形状会迫使能量输送元件24和可选的第三挠曲区44与上壁表面接触。如所示，可选的第三挠曲区的前述被动偏转会至少部分地使能量输送元件24与上壁表面对准。

如图22K中可见，施加于控制线40的拉力使第二挠曲区34的更远侧部段沿与最远侧预成形形状的相对方向、例如朝向肾动脉的下表面偏转。预成形形状会引起能量输送元件24以比在没有预成形形状的情况下的接触角小的接触角（即，以小于垂直于表面的角度）与下表面接触，由此减小施加于生热元件（例如，施加于生热元件和/或可选的第三挠曲区44）的弯折力以及施加于血管壁的刺穿力，这会提供更不具损伤性的治疗和/或可减轻对可选的第三挠曲区44的需求。如所示，可选的第三挠曲区的前述被动偏转会使能量输送元件24与下壁表面至少部分地对准。图22J和22K示出在肾动脉的角度上相对的腔体表面处建立接触和治疗，而无须转动细长轴杆16。

H.第八代表性实施例（力改向元件构造成便于多方向接近）

图23A-23G示出具有细长轴杆16的第八实施例的代表性实施例，该细长轴杆16具有力传递部段30、第一挠曲区32和包括力改向元件49的力衰减部段44。在这些实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32、力衰减部段44、力改向元件49和能量输送元件24的材料、尺寸和构造可与之前所述的实施例中的任一个的相应的对等物相似。

然而，在第八代表性实施例中，力衰减部段44和力改向元件49构造成使能量输送元件24沿多方向偏转，因而，能量输送元件24能放置成在各种位置与肾动脉的内壁接触。在这种实施例中，力改向元件49包括多个（即，多于一个）弯曲部。例如，如图23D中所示，弯曲部49’和49”沿导管的轴线间隔开。第八实施例构造成前进到肾动脉内，同时在输送套管95内缩回。当远侧组件在输送套管内缩回时，力衰减部段44和力改向元件49柔性地顺应于输送套管（参见图23B）。当远侧组件在肾动脉内前进到肾动脉内的期望深度时，输送套管被向后拉动，以露出力改向元件49的第一弯曲部49’，该第一弯曲部弹性变形以使力衰减部段44偏转第一角度α8，从而使能量输送元件24与细长轴杆16沿第一方向隔开（参见图23C）。当输送套管被进一步向后拉动以露出第二弯曲部49”时，第二弯曲部弹性变形，从而使力衰减部段44偏转第二角度α9，从而使力衰减部段44偏转第一角度α8，使能量输送元件24沿第二方向与细长轴杆16隔开（参见图23D）。

力改向元件49能构造有如图23A中所示的多个角度α8和α9，因而，当在肾动脉内展开时，根据力改向元件49的如图23E和23F中所示从输送套管突出的部分，能量输送元件24放置成沿多个方向与肾动脉内壁接触。角度α8和α9可大于90°和小于180°，因而，第一角度α8减去第二角度α9大于0°并小于90°，例如，第一角度α8可在约130°和150°之间，例如小于或等于140°，而第二角度α9可以在90°到130°之间，例如小于或等于约110°。力衰减部段44的长度和力改向元件49的位置构造成使能量输送元件24放置成以稳定的接触力与肾动脉的内壁接触。例如，从能量输送元件24的远端、包括力衰减部段44到第一弯曲部49’的长度可以是约8毫米到11毫米（例如，小于或等于9.5毫米）；第一角度α8可以是约130°到150°（例如，小于或等于140°）；第一和第二角度之间的长度可以是约1.25毫米到3毫米（例如，小于或等于1.5毫米）；而第二角度α9可以是约90°到130°（例如，小于或等于110°）。

替代地，力改向元件49可构造有渐弯部，诸如图23G中所示的螺旋形，这种力衰减部段44根据力改向元件49的从输送套管突出的比例而沿多个三维方向偏转。力改向元件49与力衰减部段44结合构造成，当力改向元件49在柔性顺应的缩回状态下从输送套管前进时，它弹性地变形成将安装在力衰减部段44的远端上的能量输送元件24放置成与肾动脉的内壁接触。例如，力改向元件49可包括螺旋形结构，该螺旋形结构具有约20°到50°（例如，小于或等于30°）之间的螺旋角；约2毫米到4毫米的直径（例如，小于或等于3毫米）；以及约0.5到3圈（例如，小于或等于1圈）；以及力改向元件49能定位成离能量输送元件24的远端约7毫米到11毫米（例如，小于或等于9.5毫米）。

I.第九代表性实施例（力衰减部段的长度可以伸缩调节）

图24A-24D示出具有细长轴杆16的第九实施例的代表性实施例，该细长轴杆16具有力传递部段30、第一挠曲区32、力改向元件49和力衰减部段44。在这些实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32、力改向元件49、力衰减部段44和能量输送元件24的材料、尺寸和构造可与之前实施例中的任一个所述的相应的对等物相似。

然而，在第九代表性实施例中，力改向元件49连接到第一挠曲区32，且力衰减部段44包括细长柔性线材或管子，该线材或管子可滑动地容纳于穿过力改向元件49和细长管状本体16的内腔17内，因而，力衰减部段44能通过使力衰减部段44的近端前进通过内腔17来与内腔17的远侧开口可伸缩地间隔开。如之前实施例一样，力改向元件49构造成柔性地顺应于引导导管的内腔，并且当不受引导导管约束时，弹性地偏转预定角度。力改向元件49包括如之前讨论的角度，该角度使能量输送元件24与细长轴杆16的轴线间隔开，因而，当导管沿轴向轨迹前进且力通过与内动脉壁接触而施加于能量输送元件24时，造成力衰减部段44和细长管状本体弯折，且轨迹修改成流经动脉。当远侧组件53前进通过肾动脉时，力衰减部段44的可伸缩调节长度可缩短。当远侧组件在肾动脉内前进到期望的距离时，力衰减部段44可伸缩地加长，以便于能量输送元件24与肾动脉的内壁之间的接触。

力改向元件49可使力衰减部段44以类似于之前实施例中的角度（诸如图7B中所示的角度α4）的角度来偏转。例如，力改向元件49的角度可以在约130°到170°之间（例如，小于或等于160°）。力衰减部段44的从力改向元件49的弯曲部向远侧突出的最小长度也可以类似于之前实施例中的力衰减部段44的长度L4（如图7A中所示）。例如，力衰减部段44的最小突出长度可以在约2毫米到5毫米之间。力衰减部段44的从内腔17的远侧开口突出的长度可以伸缩地加大到约5毫米到30毫米之间（例如，小于或等于20毫米）的最大值。替代地，可伸缩突出的力衰减部段44的长度和角度α4的组合可使能量输送元件24与细长轴杆16的轴线隔开约1毫米到15毫米之间的距离。

如图24D中所示，力衰减部段44还可包括第二力改向元件49’，该第二力改向元件使能量输送元件24的远侧末端与力衰减部段44的轴线间隔开，因而，当力衰减部段44可伸缩地前进时，由与动脉接触而产生的负载与力衰减部段44的轴线间隔开，从而促进力衰减部段44的弯折。

力衰减部段44可例如由电绝缘镍钛诺线和传导线构成，这些线将能量和传感器信号传递到能量输送元件24并从能量输送元件24传递能量和传感器信号，且发生器26可保持在电绝缘件和镍钛诺线之间的空间内。力衰减部段44的近端可通过内腔延伸到细长管状本体的内腔内的近侧开口，其中，力衰减部段可操纵成使力衰减部段44的从内腔17的远侧开口突出的远侧部可伸缩地加长。替代地，力衰减部段44的近端可通过手柄200内的致动件260来操纵。

J.第十代表性实施例（第二挠曲区便于受控的多方向的偏转）

图25A-25W示出具有细长轴杆16的代表性实施例，该细长轴杆16包括力传递部段30、第一挠曲区32、第二挠曲区34、能量输送元件24和可选的第三挠曲区44（参见图25A）。在这些实施例中，力传递部段30、第一挠曲区32和可选的第三挠曲区44的材料、尺寸和构造可与之前所述的实施例的相应的对等物相似。此外，图25的实施例中的第二挠曲区34的长度和直径可与第二挠曲区34的之前实施例中的任一个中所述的那些相似。同样，第二挠曲区34的受控弯曲可向第二挠曲区提供诸如先前所述的那些的期望的曲率半径RoC2和角度α2（参见图7C）。

然而，在本发明的此实施例中，第二挠曲区34可便于沿多个不同方向的受控偏转，例如可包括多根受控线40，以使第二挠曲区沿多个不同方向受控地偏转。第二挠曲区的受控多方向弯曲可便于将能量输送元件24放置成与肾动脉内的一个治疗位点或多个治疗位点稳定地接触。对放置能量输送元件的这种控制可对于具有相对曲折的血管的患者特别有用。例如，如果将能量输送元件24放置成与肾动脉治疗位点接触在第二挠曲区沿第一方向受控弯曲的情况下不是最佳的，第二挠曲区可沿第二方向受控地偏转，以将能量输送元件更佳地放置成与治疗位点接触，或与替代或附加的治疗位点接触。此外，可经由第二挠曲区的受控多方向偏转来在多个治疗位点实现稳定的接触和能量输送。

在一些代表性实施例中，第二挠曲区可包括连接到肋部或由线圈所围绕的中心定位的脊柱；中心定位的脊柱可具有便于受控多方向弯曲的几何形状。第二挠曲区可包括由肋部连接的多个周向定位的脊柱或中心定位的脊柱，以便于受控多方向弯曲。

1.中心定位的脊柱

图25B-25M提供第二挠曲区34构造成受控多方向弯曲的代表性实施例，该第二挠曲区34具有中心脊柱和多根控制线。

在图25B和25C的实施例中，第二挠曲区构造成受控地双向弯曲。如图25B的截面中可见，第二挠曲区34的第三管状结构62包括具有大致呈扁平或带状（即，脊柱的宽度比其深度大得多）的中心定位的脊柱66，该脊柱将第三管状结构大致分成两半。直径小于脊柱深度的中心内腔可通过脊柱66的中心来形成，该内腔用于电传输线和/或传感器/热电偶线29通过。替代地，线29能穿过由中心定位的脊柱66和肋部68限定的内腔。

第三管状结构62可例如经由放电加工（EDM）、微型机加工和/或挤出制成，以形成具有内腔的带的管子，如图25B中那样，该带将管子一分为二。如图25C中可见，激光切割型式然后可沿管子长度去除带状管子的一部分，以沿管子的长度以隔开的间距形成连接肋部68a和68b，这些连接肋部绕第三管状结构62的周缘在脊柱66的相对侧上延伸。控制线40a和40b借助焊接物130在脊柱66的相对侧附连于第二挠曲区的远端，并沿径向定位在脊柱66和肋部68之间的第三管状结构的长度行进。

替代地，可偏转部段34可包括中心定位的脊柱66，该脊柱可抵抗压缩可，并被第三管状结构62所围绕。第三管状结构可压缩，并可包括激光焊接海波管、具有较小螺距的中心线圈、中空线缆、编织轴杆等。脊柱可沿其长度连接到第三管状结构62，可在仅一个或一些位置（例如，在其远端）连接到该结构，或可在线圈形第三管状结构内浮动或摩擦配合。

脊柱66的几何形状与肋部68a和68b的几何形状以及控制线40a和40b的远侧附连位置结合地便于第二挠曲区34的双向弯曲，例如是通过响应于拉动控制线40a和40b来将脊柱66的弯折或弯曲大致约束到垂直于脊柱宽度的平面。第二挠曲区响应于拉动控制线40a来沿第一方向偏转，同时控制线40b不受到相当大的拉力（参见图25C）。第二挠曲区响应于拉动控制线40b来沿第二相反方向偏转，同时控制线40a不受到相当大的拉力。

尽管25B和25C示出第二挠曲区34双向弯曲的实施例，但第三管状结构62可制造有中心定位的脊柱，该脊柱便于根据期望沿任何数目的方向弯曲。图25D-25J示出具有中心定位的脊柱的第二挠曲区的实施例，该脊柱构造成受控地沿四个方向偏转。如图25G-25I中所示，第三管状结构62包括中心定位的脊柱66，该脊柱具有纵向间隔开的脊柱带部段66a和66b，带部段的宽度以交替的方式沿第三管状结构的长度角度上彼此偏置90°。中心定位的内腔沿第三管状结构的长度延伸经过带部段，该内腔沿用于电传输线和/或传感器和/或热电偶29通过。在每对脊柱带部段66a和66b之间，脊柱66径向向外扩张，以形成使该对脊柱带部段连接的脊柱带连接部段66c。

在图25G-25I的实施例中，每个连接部段66c具有延伸到第三管状结构62的周缘的四个侧部或延伸部。四个侧部或延伸部具有与带部段66a和66b的宽度角度上偏移约45°的最径向位点。连接肋部68a、68b、68c和68d使每个连接部段66c的四个侧部或延伸部中的每个在最径向位点处连接，从而在每个连接部段66c的水平处形成周向环或箍。

第三管状结构62由此包括沿结构长度的一系列反复的段。每个反复段具有带有肋部68的第一连接部段66c；沿纵长随后是具有一宽度的带部段66a，该带部段66a的宽度与第一连接部段66c的侧部或延伸部的最径向点角度上偏移45°；沿纵长随后是具有肋部68的第二连接部段66c，第二连接部段具有侧部或延伸部，这些侧部或延伸部具有与带部段66a的宽度成角度上偏移45°的最径向点，这些最径向点与第一连接部段66c的侧部或延伸部的最径向点角度上对准；沿纵长随后是具有一宽度的带部段66b，该带部段66b的宽度与第二连接部段66c的侧部或延伸部的最径向点角度上偏移45°，并且与带部段66a的宽度角度上偏移90°；沿纵长随后是反复的第一连接部段66c；等等。图25G的第三管状结构62可以例如由EDM、微型机加工和/或挤出以及具有肋部68的激光切割而制造而成，反复的第一连接部段具有侧部或延伸部，这些侧部或延伸部具有与带部段66b的宽度角度上偏移45°的最径向点，并且这些最径向点与第二连接部段66c的侧部或延伸部的最径向点角度上对准；等等。

带部段66a和66b较佳地具有小于第三管状结构62在每个连接部段66c水平处的直径的宽度（例如，小于由肋部68构成的环的直径），因而，第三管状结构62的反复段的几何形状形成沿第三管状结构的四个纵长空穴。空穴中的两个与脊柱带部段66a的宽度大致对准、但定位在其径向之外，而其余两个空穴与脊柱带部段66b的宽度大致对准，但定位在其径向之外。因此，四个空穴与连接部段66c的侧部或延伸部的最径向位点在角度上偏移约45°，即，空穴占据侧部或延伸部之间的空间，其中，侧部或延伸部延伸到第三管状结构62的周缘并由肋部68来连接。

控制线40a、40b、40c或40d沿第三管状结构的长度定位在每个空穴内，并借助焊接物130附连于第二挠曲区的远端。拉动控制线中的任一个、而其它三根控制线不处于较大拉力下可提供第二挠曲区34沿线被拉动的方向的受控偏转（替代地，任何三根控制线可被拉动，而第四根控制线不处于较大拉力下，以提供第二挠曲区34沿控制线不被拉动的相反方向的受控偏转）。这样，第二挠曲区34可构造成沿彼此角度上偏移约90°或不同相的四个方向受控地四方向弯曲。

例如，在图25H中可见，拉动线40a致使带部段66a沿线40a的方向弯折或弯曲，从而提供第三管状结构62和第二挠曲区34沿线40a方向发生受控弯曲，而带部段的宽度在与线40a所在平面垂直的平面内。相似地，如图25I中可见，拉动线40b致使带部段66b沿线40b的方向弯折或弯曲，从而提供第二挠曲区34沿线40b方向的受控弯曲。相反，拉动线40c将致带部段66a（及由此第二挠曲区34）沿用线40a（未示出）实现的相反方向弯折或弯曲，而拉动线40d将致使带部段66b（及由此第二挠曲区34）沿用线40b（未示出）所实现的相反方向弯折或弯曲。

在诸如图25G到25J中所示的一些多方向偏转的实施例中，拉动任两根相邻的控制线、而其余的控制线不处于较大拉力下会提供第二挠曲区34沿附加方向的受控偏转，这些附加方向与通过拉动任一根控制线40所实现的方向偏置或不同相。当拉动两根相邻线时，预计基本上所有交替的带部段66a和66b弯折或弯曲。带部段66a将预期在它们柔性偏置的平面内沿由第一控制线施加拉力的方向弯曲，而交替的带部段66b将预期在它们柔性偏置的平面内沿由第二相邻的控制线施加拉力的方向弯曲。交替的带部段将沿彼此偏移约90°的方向弯曲。交替的带部段66a和66b的弯曲量将与每个对应的控制线施加的拉力大小成比例。弯曲两个交替带部段的沿第二挠曲区34总长度的累积作用将是沿两个柔性偏置平面之间的方向的弯曲。这样，第二挠曲区34可构造成通过四根控制线40中的一根沿四个方向受控地偏转，并通过以相等或不成比例的拉力来拉动相邻的两根控制线40来沿附加的方向受控地偏转。

如图25D中所示，第三管状结构可通过EDM、微型机加工和/或挤出而制成脊柱连接部段66c的横截面如图25F中所示，第三管状结构62的与第三管状结构的内部连接到管状外部的位点角度上偏移约45°的第一侧剖平面内激光切割可以形成脊柱带部段66a以及在脊柱带部段66b的水平处的直径缩小。同样，如图25E中所示，第三管状结构62的与第一侧剖平面垂直（即，与其角度上偏移90°）的第二侧剖平面内进行激光切割可形成脊柱带部段66b和脊柱连接部段66c以及在脊柱带部段66a的水平处的直径缩小。这向脊柱连接部段66c提供四个侧部，如图25G中所示。

现参照图25J，描述了用于沿四个方向受控偏转（以及如前所述在拉动两根相邻线时沿附加方向偏转）的第三管状结构的替代构造。在图25J中，脊柱带部段66a和66b中的每个沿径向向外扩开，以沿延伸到第三管状结构62的周缘的仅两个侧部或延伸部连接到脊柱带部段66c。两个侧部或延伸部具有分别与每个带部段66a和66b的宽度基本上对准的最径向位点。连接肋部68a和68b、68c和68d使位于每个连接部段66c处的四个侧部或延伸部中的每个连接（两个这种侧部或延伸部分别从每个带部段66a和66b出发，与另两个侧部或延伸部不同相地隔开约90°），从而形成每个连接部段66c的水平处的周向环或箍。

第三管状结构62由此包括沿结构长度的一系列反复段。每个反复段具有带有肋部68的第一连接部段66c；沿纵长随后是具有一宽度的带部段66a，该带部段66a的宽度与第一连接部段66c的侧部或延伸部的最径向点中的两个角度上对准，并与第一连接部段的另两个侧部或延伸部不同相地隔开约90°；沿纵长随后是带有肋部68的第二连接部段66c，第二连接部段具有四个侧部或延伸部，这四个侧部或延伸部具有四个最径向点，四个最径向点中的两个与带部段66a的宽度又对准，而另两个与带部段66a不同相地隔开约90°；沿纵长随后是具有一宽度的带部段66b，该带部段的宽度与第二连接部段66c的侧部或延伸部的两个最径向点角度上偏移90°，这两个最径向点与带部段66a的宽度对准，并具有与第二连接部段66c的其余两个最径向点角度上对准的宽度；沿纵长随后是具有肋部68的反复第一连接部段66c，该反复第一连接部段具有四个侧部或延伸部，这些侧部或延伸部具有四个最径向点，这四个最径向点中的两个与肋部段66b的宽度又对准，而另两个与带部段66b不同相地隔开约90°；等等。

在图25J的实施例中，两个内腔分别经每个带部段66a和66b、在每个带部段的宽度的任一端部附近延伸（即，除了用于使线29通过的定位在中心的内腔之外，总共四个这种内腔）。如前所述，控制线40可通过这些内腔行进，以使第二挠曲区34沿四个方向受控地偏转（以及当拉动两根相邻控制线时沿附加方向偏转）。

图25B和25C示出具有中心定位的脊柱66的第二挠曲区34，该第二挠曲区34构造成双向受控偏转，而图25G到25I示出具有中心定位的脊柱66的第二挠曲区34，该第二挠曲区34构造成沿四个方向受控偏转（以及如前所述，当拉动两根相邻控制线时，沿附加方向偏转）。第二挠曲区替代地可包括构造成根据期望沿任何数目的附加方向偏转的、中心定位的脊柱66。例如，附加的带部段可以附加的角度间隔来设置，并由具有附加侧部的脊柱连接部段来连接（例如，如图25K中所示，对于六个方向的弯曲，三个交替的脊柱带部段可提供60°的角度偏移，由具有六个侧部或延伸部的脊柱连接部段连接，这些侧部或延伸部的最径向位点延伸到第三管状结构62的周缘并与脊柱带部段的边缘角度对准，因而，产生与任一脊柱带部段的宽度偏移约30°的六个空穴）。当与合适的肋部68和控制线40结合时，可以实现沿任何数目的方向的受控偏转。然而，预计到当交替的带部段的数目增大时，第二挠曲区34可变得越来越刚性，这会对受控偏转方向的可实现数目产生实际的限制。

现参照图25L和25M，作为对具有第三管状结构62的第二挠曲区34的替代方式，其中该第三管状结构62包括与形成连接肋部的激光切割型式结合的中心定位的脊柱，第二挠曲区34可包括被卷绕的第三管状结构62所包围的中心定位的脊柱66。卷绕的第三管状结构可增大第二挠曲区34的柔性。卷绕的第三管状结构可包括激光切割的海波管、中空线圈、中空线缆、编织轴杆等。该脊柱可沿其长度连接到卷绕的第三管状结构62，可以在仅一个或一些位置（例如，在其远端处）连接到结构，或者可以在卷绕的第三管状结构内浮动或摩擦配合。

脊柱66可包括图25B到25K中可见的脊柱中的任一个（例如，可以如图25B和25C中那样是扁平状或带状；或者可如图25G到25K中那样包括角度偏移的交替带），或可根据期望包括任何附加数目的交替带，以便于根据期望沿任何数目方向进行受控偏转。脊柱可以例如通过EDM、微型机加工和/或挤出来制造，并可包括加大柔性的、沿其长度的激光切割型式。脊柱可例如以螺旋形的激光切割型式沿其长度交替。

在图25L和25M中，第二挠曲区34示意地构造成受控双向偏转。脊柱66包括平坦或带状的脊柱，而卷绕的第三管状结构62围绕脊柱。控制线40a和40b在脊柱66的相对侧借助焊接物130附连于第二挠曲区的远端。如图25B和25C的实施例中那样，拉动控制线40a而控制线40b不受相当大拉力（参见图25M）使第二挠曲区34沿第一方向偏转。第二挠曲区响应于拉动控制线40b、而控制线40a不受到相当大的拉力来沿第二相反方向偏转。

包括多个方向偏转的实施例还可包括第三挠曲区44，该第三挠曲区44如前所述包括柔性结构74。

如图25W中那样，替代的多方向致动件260可包括联接于多根控制线的多方向操纵杆。替代地，可提供一个或多个双向致动件，每个致动件用于在给定平面内沿两个方向致动。

2.周向定位的脊柱

图25N到25S示出具有细长轴杆16的第二实施例的代表性实施例，该细长轴杆包括近侧力传递部段30、第一或近侧挠曲区32、第二或中间挠曲区34和可选的第三或远侧挠曲区44。在这些实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32和可选的第三挠曲区44的材料、尺寸和构造与之前所述的实施例的相应的对等物相似。

然而，在这些实施例中，第二挠曲区34可包括具有两个或更多个周向定位的脊柱66的第三管状结构62。如上更详细地讨论的那样，第二挠曲区的沿多个方向的优选偏转是期望的。这可通过将第三管状结构62沿期望的偏转方向来压缩并抵抗沿垂直于偏转的平面的压缩来实现。在此实施例中，借助对两个或更多个周向定位的脊柱来实现这种可变压缩，这些脊柱抵抗压缩，又足够柔性，以沿偏置的压缩方向弯曲。抵抗压缩的两个周向定位的脊柱形成一平面，该平面抵抗压缩，并经过两个周向定位的脊柱。图25N到25S示出具有第二挠曲区34的第二实施例的代表性实施例，第二挠曲区具有为受控多方向弯曲而构造的多个周向定位的脊柱以及控制线40。

在图25N和25O的实施例中，第二挠曲区34构造成受控双向弯曲。如在图25N的剖视图中可见，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该型式形成角度上相对（即，角度上偏移约180°）的周向定位的脊柱66a和66b，这些脊柱将第三管状结构的周缘分成两半，这两半分别由围绕第三管状结构的周缘定位在第三管状结构的任一侧的连接肋部68a和68b连接。连接肋部68a和68b均可绕第三管状结构的周缘横跨约180°的弧形段。控制线40a和40b分别在第三管状结构62的相对两侧借助焊接物130a和130b附连于第二挠曲区的远端，这相对两侧与脊柱66a和66b角度上偏移。

每个脊柱66a和66b的宽度并未分别显著大于每个脊柱的深度（例如，每个脊柱的宽度可小于或等于其深度），以便于第三管状结构62沿肋部68a和68b的方向双向偏转，同时约束沿脊柱的方向的偏转（即，将偏转约束在包括两个脊柱的平面内）。可选地，位于第三管状结构62的第一侧的肋部68a可与位于第三管状结构的相对侧的肋部68b沿结构长度交替，这会加大柔性和/或便于第二挠曲区34受控偏转。

脊柱66a和66b以及肋部68a和68b的几何形状，结合控制线40a和40b的远侧的角度上偏移的附连位置，便于第二挠曲区34受控双向地弯曲。第二挠曲区响应于拉动控制线40a而控制线40b不受到相当大的拉力而沿第一方向偏转（参见图25O）。第二挠曲区响应于拉动控制线40b而控制线40a不受到相当大的拉力而沿第二相对方向偏转。

尽管图25N和25O示出第二挠曲区34的双向弯曲实施例，但第三管状结构62可制造成便于根据期望通过如下方式沿任何数目的方向弯曲，即，通过添加由肋部连接的、附加的周向定位的脊柱并通过添加附加的控制线。例如，图25P和25Q示出为沿三个方向受控偏转而构造的第二挠曲区的实施例。在图25P和25Q中，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该型式形成角度上偏移的周向定位的脊柱66a、66b和66c，这些脊柱将第三管状结构的周缘一分为三，这些被一分为三的各部分分别由定位在第三管状结构的周缘周围的连接肋部68a、68b和68c连接。脊柱可绕第三管状本体的周缘角度上彼此偏移约120°。

脊柱包括纵向间隔开的扩张元件67，诸如波形或S形元件，这些扩张元件在压缩弯曲过程中抵抗脊柱的压缩，同时在拉伸弯曲的过程中便于脊柱适度地伸长。当脊柱66以使脊柱伸长的方式弯曲时（例如，使脊柱处于拉力下），扩张元件67至少部分地伸直，以适应这种脊柱伸长。相反，当脊柱66以使脊柱缩短的方式弯曲时（例如，使脊柱处于压力下），扩张元件67具有抵抗这种脊柱压缩的几何形状。这样，扩张元件67允许脊柱66适应沿期望方向的受控偏转，同时抵抗沿其它方向的偏转。可选地，扩张元件67（以及脊柱66或第三管状结构62）可由诸如镍钛诺的形状记忆合金制成，因而，扩张元件在从脊柱66移除拉力之后呈现它们的波形形状。

在第三管状结构62的周缘的定位在脊柱之间的每个三分之一弧段内，控制线40a、40b或40c借助焊接物130附连于第二挠曲区的远端。控制线40a、40b或40c可通过间隔元件（未示出）相对于脊柱66a、66b和66c保持在位，该间隔元件可以例如是包括用于控制线的腔体的柔性挤出聚合物管子。拉动控制线中的任一根而另两根控制线不明显受拉可提供第二挠曲区34沿被拉动的控制线方向进行受控地偏转。例如，当控制线40c被拉动时，两个相邻脊柱66c和66b抵抗压缩，并提供弯曲力矩。第三管状结构62在弯曲力矩的控制线40c被拉动的一侧压缩，并在弯曲力矩的相对侧扩张。定位成与被拉动的控制线40c大致角度上相对的脊柱66a的扩张元件67至少部分地扩张（至少暂时）以适应第三管状结构的弯曲。这样，第二挠曲区34可构造成沿彼此偏移约120°或不同相内的三个方向受控地沿三方向弯曲。

例如，图25R和25S示出为受控的沿四个方向偏转构造的第二挠曲区的实施例。在图25R和25S中，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该型式形成角度上偏移的周向定位的脊柱66a、66b、66c和66d，这些脊柱具有扩张元件67，并将第三管状结构的周缘一分为四，这些被一分为四的各部分分别由定位在第三管状结构的周缘周围的连接肋部68a、68b、68c和68d连接。脊柱可围绕第三管状结构的周缘角度上偏移约90°。

在第三管状结构62的周缘的定位在脊柱之间的每个四分之一弧段内，控制线40a、40b、40c或40d借助焊接物130附连于第二挠曲区的远端。拉动控制线中的任一根而另三根控制线不受明显拉力可提供第二挠曲区34沿被拉动的控制线方向的受控偏转。这样，第二挠曲区34可构造成沿彼此偏移约90°或不同相内的四个方向受控地沿四方向弯曲。

图25N-25S示出具有周向定位的脊柱的第二挠曲区34，这些脊柱构造成沿两个、三个或四个方向受控地偏转。如对于本领域技术人员来说清楚的是，第三管状结构62的激光切割型式可包括任何数目的周向定位的脊柱66，这些脊柱具有扩张元件67，并由围绕结构的周缘的连接肋部68来连接，以根据期望将周缘分成任何数目的弧段（例如，一半、三分之一、四分之一、五分之一、六分之一、七分之一、八分之一、九分之一、十分之一等）。当与合适的控制线结合时，可实现沿任何数目的方向的受控偏转。然而，可预计到第二挠曲区34将随着绕其周缘的弧段数（即，随着周向定位的脊柱的数目）增大而变得越来越刚性，这对可实现数目的受控弯曲方向造成实际限制。

3.与周向定位的脊柱结合的中心定位的脊柱

图25T-25U示出第八实施例的代表性实施例，第二挠曲区34构造成沿多个方向受控偏转，该第二挠曲区具有中心定位的脊柱66，其与多个周向定位的脊柱66和多根控制线40结合。

在图25T和25U的实施例中，第二挠曲区34示意性地构造成受控双向偏转。中心定位的脊柱66a大体呈扁平或带状，而第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割的型式，该型式形成周向定位的脊柱66b和66c，周向定位的脊柱与中心定位的脊柱66a的边缘角度对准（即，脊柱66b和66c可关于第三管状结构的周缘角度上偏移约180°），并形成肋部68a和68b，这些肋部连接围绕第三管状结构62的周缘周向定位的脊柱66b和66c（参见图25T）。中心定位的脊柱66a和通过连接肋部68a和68b连接的周向定位的脊柱66b和66c将第三管状结构的周缘分成两半。控制线40a和40b在中心定位的脊柱66a的相对两侧借助焊接物130a和130b附连于第二挠曲区的远端，这相对两侧与周向定位的脊柱66a和66b角度上偏移。

中心定位的脊柱66a的宽度W比中心定位的脊柱66a的厚度T大得多。中心定位的脊柱66a和周向定位的脊柱66b和66c的几何形状便于第三管状结构62沿肋部68a和68b方向（即，垂直于中心定位的脊柱66a的宽度）进行双向偏转，同时约束沿周向定位的脊柱66b和66c的方向（即，平行于中心定位的脊柱66a的宽度）的偏转。

中心定位的脊柱66a的边缘可沿它们的全部长度或一部分（例如，在中心定位的脊柱66a的远端处）附连于周向定位的脊柱66b和66c，或者中心定位的脊柱66a可在第三管状结构62内明显浮动。替代地，中心定位的脊柱66a的边缘可定位在通道或掣子（未示出）内，通道或掣子与周向定位的脊柱66b和66c一起形成或靠近这些脊柱，以保持中心定位的脊柱的边缘和周向定位的脊柱之间的角度对准，同时便于改变纵向对准（这可加大第二挠曲区34的柔性）。

中心定位的脊柱66a和周向定位的脊柱66b和66c以及连接肋部68a和68b的几何形状结合控制线40a和40b的远侧角度偏移的附连位置便于第二挠曲区34进行受控双向弯曲。第二挠曲区响应于拉动控制线40a而控制线40b不受相当大的拉力沿第一方向偏转（参见图25U）。第二挠曲区响应于拉动控制线40b而控制线40a不受相当大的拉力而沿第二相对方向偏转。

尽管图25T和25U的第二挠曲区34示意地构造成受控双向偏转，但应理解到具有中心定位的脊柱和多个周向定位的脊柱的第二挠曲区替代地可构造成根据需要通过如下方式沿任何附加数目的方向受控偏转，即，通过增大围绕中心定位的脊柱的长度的、交替的角度上偏移的脊柱带段的数目；以及通过增大周向定位的脊柱的数目，这些周向定位的脊柱具有扩张元件67并与中心定位的脊柱的螺旋形带段对准。例如参见针对图25G-25K和图25P-25S在以上描述的中心定位和周向定位的脊柱。例如，图25G-25J的对于四个方向中心定位的脊柱可与图25R和25S的四个周向定位的脊柱结合使用，以实现第二挠曲区34的沿四个方向受控偏转。可以根据期望提供附加的方向控制。

4.用于受控多向偏转的手柄致动件

如图25V中所示，在一个代表性实施例中，手柄组件200的致动件260包括球窝接头，以使第二挠曲区34经由受控地拉动一根或多根控制线40受控地沿多个方向偏转，这些控制线在近侧止于致动件，并在远侧止于第二挠曲区。图25V示意地示出围绕手柄组件200周向间隔开并沿周向延伸到第二挠曲区的四根控制线40。致动件260能相对于手柄组件沿所有方向回转，从而允许根据期望在拉力下拉动任何线，以使第二挠曲区34沿多个方向以受控方式偏转。

替代的多方向致动件260可包括如图25W中所示联接于多根控制线的多方向操纵杆。替代地，可设置一个或多个双向致动件，每个致动件用于沿在给定平面内的两个方向进行致动。

K.第十一代表性实施例（第二挠曲区构造成螺旋形偏转）

图26A-26L示出具有细长轴杆16的第十一实施例的代表性实施例，该细长轴杆包括近侧力传递部段30、第一挠曲区32、第二或中间挠曲区34和可选的第三或远侧挠曲区44（参见图26A）。在这些实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32和可选的第三挠曲区44的材料、尺寸和构造可与之前所述的实施例的相应的对等物相似。此外，图26的实施例中的第二挠曲区34的长度和直径可与第二挠曲区34的之前实施例中的任一个中所述的那些相似。

然而，在本发明的第十一实施例中，第二挠曲区34构造成螺旋形偏转。第二挠曲区的螺旋形偏转可便于在第二挠曲区和肾动脉的内壁之间建立完全或部分周向接触。这可减小能量输送元件24和动脉内壁之间的接触角，这会减小由热元件向血管壁施加的力，会提供较少损伤的治疗，会减少动脉壁的急性夹层的风险，会提供热元件的一侧和血管壁之间的较好的并置，和/或会在治疗持续时间内并通过心脏循环将热元件抵靠血管壁稳定在位。此外，螺旋线可沿其与肾动脉内壁的接触路径提供纵向间隔开的环形强度，这会减少由于在治疗期间血管痉挛而造成的腔体变窄和血流阻塞的风险。

在第十一实施例的一些代表性实施例中，第二挠曲区34的螺旋形偏转可减轻对可选的第三挠曲区44的需求。

在第十一实施例的一些代表性实施例中，一个或多个能量输送元件24可沿螺旋形偏转的第二挠曲区34的长度和/或在其远端定位。当提供多个热元件时，可规定处于展开构造的热元件的纵向和/或周向间距，以便于在肾动脉内形成治疗区，该治疗区具有期望的纵向和/或周向间距，同时完全避免或减少热元件的转动和/或纵向重新定位。

在第十一实施例的一些代表性实施例中，一个或多个大体球形、圆柱形、半球形或半圆柱形的电极（如前所述）可沿第二挠曲区的长度定位。

在第十一实施例的一些代表性实施例中，较长和大致连续的热元件可沿螺旋形偏转的第二挠曲区的长度定位。热元件可构造成诸如经由将热流体注射到第二挠曲区内和/或经由对螺旋形第二挠曲区的电阻式加热或珀耳帖冷却来对组织进行直接热改变。热元件24的直接加热可便于形成比用例如电极可实现的治疗区长的治疗区，可便于形成在肾动脉内提供纵向间隔开的周向治疗区的螺旋形治疗区。

直接加热还可便于以比用基于电极的热元件可实现的相对较小的能量密度、在相对较长的时间内经由能量输送进行肾神经调节。这可允许血流从肾动脉的内壁去除多余热能，由此减少对非目标壁组织造成损伤的风险，同时便于使目标肾神经的温度（响应于经由热元件24施加的直接热改变）变化到足以实现期望的肾神经调节的温度。

应理解到前述热元件24中的任一个、而不仅是热元件的螺旋形实施例可以较长和连续和/或可构造成对组织进行直接热改变。例如，图17中所示的第二代表性实施例的柔性电极90替代地可包括构造成对组织进行直接热改变的热元件。

当第二挠曲区34构造成螺旋形偏转时，第二挠曲区的螺旋线的特性应适于放置于诸如肾动脉的目标血管内和形成期望的治疗区。例如，螺旋线应构造成以较小的轮廓构造来输送，该轮廓构造具有与第二挠曲区34的前述实施例中任一个中所述的那些可比的直径和纵向长度和/或具有与肾动脉的前述长度可比的纵向长度（例如，具有构造成放置于5-8弗伦奇引导件内的直径和在5毫米到30毫米之间的长度L3、例如约10-30毫米的长度L3）。此外，螺旋线应构造成展开成扩张构造，该扩张构造具有适于沿期望的纵向长度建立与血管的内壁的局部或完全周向接触的直径。如前所述，肾动脉的天然内径可以在约2毫米到约10毫米之间变化，即，肾动脉的天然内径可在约1毫米到5毫米之间变化。肾动脉的直径最常见是在约2毫米到约8毫米之间变化，即，肾动脉的半径在约1毫米到约4毫米之间变化。

螺旋线的半径（即，1/2直径）r螺旋线定义为：

其中，L_弧是沿螺旋线的弧长，t_螺旋线是沿螺旋线的纵向长度包围的弧度角（即，沿螺旋线的纵向长度、绕细长轴杆16的轴线的转动角度），以及P_螺旋线是螺旋线的螺距。螺旋线螺距定义为螺旋线上被螺旋线的一整圈所间隔开的两点之间的纵向距离。

螺旋线的纵向长度L_纵向由此定义为：

将方程(17)代换到方程(16)内，可示出：

在输送构造下，第二挠曲区的初始螺旋半径r螺旋线1和初始纵向长度L纵向1受到前述的第二挠曲区34的适当直径（半径）和长度和/或肾动脉的长度所约束。此外，在展开构造下，第二挠曲区的偏转螺旋半径r螺旋线2受到其内进行治疗的肾动脉的内直径（半径）的约束。如方程(18)中所给定的，第二挠曲区的螺旋半径通过可逆地改变螺旋形的t螺旋线、L弧或L纵向(或P螺旋线)或其组合而可逆地从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。此外，由方程(17)可知，螺旋线的纵向长度可随着螺旋线的P螺旋线和/或t螺旋线变化而变化。

当螺旋形偏转的第二挠曲区包括沿其长度定位的多个热元件24时，热元件可沿第二挠曲区的螺旋线的展开的螺距P螺旋线2定位，以在第二挠曲区的展开构造下提供热元件的期望纵向和/或周向间距（例如，以在预计的最大肾动脉半径处提供热元件的期望的最小纵向和/或周向间距）。这可便于在肾动脉内产生具有期望的周向和纵向间距的的治疗区，而无须在初步展开之后转动或纵向重新定位热元件。

在第十一实施例的一些代表性实施例中，第二挠曲区的螺旋线通过将螺旋线的纵向长度从初始纵向长度L纵向1缩短到偏转的纵向长度L纵向2、而t螺旋线和L弧保持恒定（即，通过将螺旋线的螺距从P螺旋线1改变到P螺旋线2）来从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。在第十一实施例的一些代表性实施例中，第二挠曲区通过将螺旋线的弧度角从初始弧度角t螺旋线1缩小到偏转的弧度角t螺旋线2、而L纵向和L弧保持恒定（即，通过将螺旋线的螺距从P螺旋线1增大到P螺旋线2）来从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。在第十一实施例的一些代表性实施例中，第二挠曲区通过将螺旋线的弧长从初始弧长L弧1加大到偏转的弧长L弧2、而t螺旋线和L纵向（以及由此P螺旋线）保持恒定来螺旋形地从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。在第十一实施例的一些代表性实施例中，第二挠曲区通过缩短螺旋线的纵向长度、减小螺旋线的弧度角和/或加大螺旋线的弧长的组合来螺旋形地从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。

1.通过缩短纵向长度来螺旋形的半径扩张

第二挠曲区的螺旋线的输送条件：r螺旋线1、L纵向1、t螺旋线1和L弧1是规定的或已知的。例如，r螺旋线1和L纵向1由引导导管输送和肾解剖结构分别在输送构造下置于第二挠曲区34上的约束来规定，而t螺旋线1和L弧1可选择成提供具有期望的展开条件的第二挠曲区。在此实施例中，第二挠曲区通过将螺旋线的纵向长度从L纵向1缩小到L纵向2（即，通过将螺旋线的螺距从P螺旋线1缩小到P螺旋线2）、而t螺旋线和L弧保持恒定（即，t螺旋线1=t螺旋线2=t螺旋线，以及L弧1=L弧2=L弧）来螺旋形地从r螺旋线1扩张到r螺旋线2。

通过重新整理方程（18），可示出：

由于L弧和t螺旋线（及由此L弧/t螺旋线之比）在螺旋线的径向扩张期间保持恒定，螺旋线的输送和展开状况如下所述地相关：

因此，扩张构造下的纵向长度L纵向2定义为：

例如，给定0.5毫米的初始半径r螺旋线1、4毫米的期望最终半径r螺旋线2（例如，用于8毫米直径的肾动脉内）、27毫米的初始纵向长度L纵向1和2□的期望弧度角t螺旋线（例如，360°或螺旋线的一整圈，以实现与肾动脉的周向接触），第二挠曲区的螺旋线应缩短到略大于10毫米的展开纵向长度L纵向2。

相反，方程（21）可重新整理，并用于选择在展开构造下提供期望的r螺旋线2和L纵向2的t螺旋线（以及由此L弧）：

例如，给定0.5毫米的初始半径r螺旋线1、4毫米的期望最终半径r螺旋线2（例如，用于8毫米直径的肾动脉内）、27毫米的初始纵向长度L纵向1、以及10毫米的期望最终纵向长度L纵向2（例如，以实现定位在螺旋线的近端、中间点和远端处的多个热元件24之间的约5毫米间距），沿螺旋线的纵向长度由螺旋线所包围的弧度角t螺旋线应略大于2□（即，略大于360°或螺旋线的一整圈）。

替代地，在扩张期间，螺旋线的展开半径r螺旋线2经由第二挠曲区34从L纵向1纵向缩短到L纵向2可动态地变化到最大半径，在此最大半径下，螺旋线的展开纵向长度L纵向2等于0。

这可便于建立与达到最大半径的各种半径的肾动脉的内壁的至少部分的周向接触。

当螺旋形偏转的第二挠曲区包括沿其长度定位的多个热元件24时，方程(16)-(23)可用于在第二挠曲区的展开构造下提供热元件的期望纵向和/或周向间距。例如，热元件可根据期望沿第二挠曲区的螺旋线的展开螺距P螺旋线2来定位。这可便于在肾动脉内产生具有期望的周向和纵向间距的的治疗区，而无须在初步展开之后转动或纵向重新定位热元件。

[00391]在图26B-26G的代表性实施例中，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该型式形成具有连接肋部68的螺旋形脊柱66。

控制线40借助焊接物130附连于第二挠曲区34的远端。螺旋形脊柱使第三管状结构62的偏转响应于控制线40的近侧缩回而从大致平直构造（参见图26B和26C）偏置到纵向较短和径向较宽的螺旋形构造（参见图26D），大致平直构造具有初始螺旋半径r螺旋线1（r螺旋线1是第三管状结构62的直径的约1/2）和初始纵向长度L纵向1，而螺旋形构造具有偏转的螺旋半径r螺旋线2和偏转的纵向长度L纵向2。螺旋形脊柱66的弧长L弧和弧度角t螺旋线规定成实现期望的展开状况；它们在螺旋线经由纵向缩短而径向扩张期间不变化。然而，预计到由于脊柱66的弧长L弧和/或弧度角t螺旋线规定在相对较大的值，施加于控制线40的拉力将相对于当脊柱66的弧长L弧和/或弧度角t螺旋线规定在相对较小的值时增大，该拉力对于使第二挠曲区螺旋形偏转成与患者的肾动脉的内壁周向接触（例如，预计提供在约1-5毫米范围内的螺旋半径的力）。

螺旋形偏转的第二挠曲区34可定位在由第三挠曲区44承载的生热元件24的近侧。替代地，如图26E中所示，诸如前述大致球形的电极92或大致半球形的电极92a的一个或多个热元件24可沿第二挠曲区34的长度定位。在图26E中，第三挠曲区44设置为无损伤远侧末端，但应理解到细长轴杆16替代地可不设有第三挠曲区44。

在图26F中，较长且大致连续的热元件24沿螺旋形偏转的第二挠曲区34的长度定位。图26F的热元件24可构造成诸如通过将热流体注射到第二挠曲区内、通过对螺旋形第二挠曲区的电阻式加热和/或通过对螺旋形第二挠曲区的珀耳帖冷却使组织直接热改变。尽管图26F中的热元件24示出为较长且大致连续，但应理解到热元件替代地可包括彼此紧密地间隔开的多个热元件。此外，尽管可替代地设有第三挠曲区，但在图26F中，细长轴杆16示意地不设有第三挠曲区44。

在图26G中，控制线40沿第二挠曲区定位在第三管状结构62之外。例如，控制线可在第二挠曲区34的近端处或附近离开细长轴杆，例如通过侧部端口或通过连接肋部68之间的纵向空间。将控制线40沿第二挠曲区定位在第二挠曲区之外可减小施加于控制线40的拉力，这些拉力对于使第二挠曲区螺旋形偏转是必要的。显而易见，控制线40可选地可以在前述第二挠曲区中的任一个内、诸如前述平面弯曲的第二挠曲区中的任一个内定位在第二挠曲区的外部。

参见图26H描述第二挠曲区34的另一实施例，其中，第二挠曲区34包括诸如镍钛诺的弹性或超弹性材料或线材。在图26H中，第二挠曲区34在远侧联接于控制线40并在近侧联接于第一挠曲区32，因而，控制线的近侧缩回使第二挠曲区纵向缩短成具有径向扩张的螺旋线的展开构造。从控制线去除拉力造成第二挠曲区呈现大致平直的输送构造。

图26H的第二挠曲区34替代地可包括诸如聚合物或金属线材或线圈的可弹性变形材料。在这种实施例中，控制线40的近侧缩回可以在螺旋线的纵向缩短和径向扩张期间使第二挠曲区塑性变形。控制线40可足够刚性，以使向远侧推动线使第二挠曲区纵向加长并使第二挠曲区的螺旋线径向塌缩，以进行输送和/或撤去。替代地，使诸如引导导管的套管在细长轴杆16和扩张的第二挠曲区34上前进可使第二挠曲区伸直和加长，由此使其螺旋线径向塌缩，以进行输送和/或撤去。

2.通过减小弧度的螺旋半径扩张

如前述讨论的，第二挠曲区的螺旋线的输送状态：r螺旋线1、L纵向1、t螺旋线1和L弧1是规定的或已知的。例如，由引导导管输送和肾解剖体分别置于处于输送构造的第二挠曲区34上的约束条件来规定r螺旋线1和L纵向1，而t螺旋线1和L弧1可选择成向第二挠曲区提供期望的展开状况。在此实施例中，第二挠曲区通过将由螺旋线所包围的弧度角从t螺旋线1减小到t螺旋线2（即，通过增大螺旋线从P螺旋线1到P螺旋线2的螺距）、而L纵向和L弧保持恒定（即，L纵向1=L纵向2=L纵向，以及L弧1=L弧2=L弧）来从r螺旋线1螺旋形地扩张到r螺旋线2（例如，扩张到肾动脉的内径）。

通过重新整理方程（18），可示出

由于L弧和L纵向（以及由此L弧2–L纵向2）在螺旋线的径向扩张期间保持恒定，所以螺旋线的输送和展开状况如下所述地相关：

r_螺旋线1×t_螺旋线1＝r_螺旋线2×t_螺旋线2    (25)

因此，输送构造下的弧度角t螺旋线1定义为：

例如，给定0.5毫米的初始半径r螺旋线1、4毫米的期望最终半径r螺旋线2（例如，用于8毫米直径的肾动脉内）、固定的输送和展开纵向长度（例如，L纵向=20mm）以及2□的期望弧度角t螺旋线（例如，360°或螺旋线的一整圈，以实现与肾动脉的周向接触），在输送期间，第二挠曲区的弧度角t螺旋线1应是约16°（即，约2880°或8圈）。当期望的展开弧度角t螺旋线2减小到□（即，180°或半圈），在输送过程中，第二挠曲区的弧度角t螺旋线1成比例地缩小到约8°（即，约1440°或4圈）。

有利地，在通过减小弧度角的扩张期间，螺旋线的展开半径r螺旋线2可动态地变化，以通过减小展开的弧度角t螺旋线2来增大半径。这可便于建立与各种半径的肾动脉的内壁的至少部分的周向接触。

当螺旋形偏转的第二挠曲区包括沿其长度定位的多个热元件24时，方程(16)-(18)和(24)-(26)可用于在第二挠曲区的展开构造下提供热元件的期望的纵向和/或周向间距。例如，热元件可根据期望沿第二挠曲区的螺旋线的展开螺距P螺旋线2来定位。这会便于在肾动脉内形成具有期望的周向和纵向间距的治疗区，而无须在展开之后转动或纵向重新定位热元件。

现参照图26I和26J，第二挠曲区34可以螺旋地围绕在控制线或轴杆40周围，该控制线或轴杆定位在第二挠曲区之外。控制线经由焊接物130连接到第二挠曲区的远端，并可以至少在第二挠曲区34附近与前述控制线40相比相对刚性。

如图26I中可见，在输送构造下，在输送期间第二挠曲区相对紧密地围绕在控制线周围（例如，r螺旋线1相对地类似于控制线的直径）。如图26J中所示，第二挠曲区通过转动控制线40沿其纵向轴线从输送半径r螺旋线1螺旋形地扩张到展开半径r螺旋线2，这使螺旋线解扭。L弧和L纵向在这种扩张期间保持恒定，而螺旋线的弧度角从t螺旋线1缩小到t螺旋线2。

3.通过加大弧长的螺旋半径扩张

如前述讨论的，第二挠曲区的螺旋线的输送状态：r螺旋线1、L纵向1、t螺旋线1和L弧1是规定的或已知的。在此实施例中，第二挠曲区通过将螺旋线的弧长从L弧1加大到L弧2、而L纵向和t螺旋线（以及由此P螺旋线）保持恒定（即，L纵向1=L纵向2=L纵向，以及t螺旋线1=t螺旋线2=t螺旋线）来从r螺旋线1螺旋形地扩张到r螺旋线2（例如，扩张到肾动脉的内径）。

通过重新整理方程（18），可示出

由此，螺旋线的弧长定义为：

此外，由于L弧和t螺旋线在螺旋线的径向扩张期间保持恒定，所以螺旋线的输送和展开状况如下所述地相关：

因此，输送构造下的弧长定义为：

例如，给定4毫米的期望最终半径r螺旋线2（例如，用于28毫米直径的肾动脉内）、15毫米的固定的输送和展开纵向长度以及2°的期望输送和展开的弧度角t螺旋线（例如，360°或螺旋线的一整圈，以实现与展开构造下的肾动脉的周向接触），在展开状况下由方程（28），期望的展开弧长L弧2略大于29毫米。因此，给定0.5毫米的输送半径r螺旋线，由方程（28）或方程（30），在输送期间，第二挠曲区的弧长L弧1应略大于15毫米。当期望的展开弧度角t螺旋线增大到4□（720°或2圈）时，第二挠曲区的展开弧长L弧2增大到约52.5毫米，而输送弧长L弧1增大到略大于16毫米。

有利地，在通过加大弧长而扩张期间，螺旋线的展开半径r螺旋线2可动态地变化，以随着增大螺旋线的展开弧长L弧2来增大半径。这可便于建立与各种半径的肾动脉的内壁的至少部分的周向接触。

当螺旋形偏转的第二挠曲区包括沿其长度定位的多个热元件24时，方程(16)-(18)和(27)-(30)可用于在第二挠曲区的展开构造下提供热元件的期望的纵向和/或周向间距。例如，热元件可根据期望沿第二挠曲区的螺旋线的输送和展开螺距P螺旋线来定位。这会便于在肾动脉内形成具有期望的周向和纵向间距的治疗区，而无须在展开之后转动或纵向重新定位热元件。

现参照图26K和26L，第二挠曲区34可螺旋地围绕在定位于第二挠曲区之外的控制线或轴杆40周围。控制线经由焊接物130连接到第二挠曲区的远端，并可以至少在第二挠曲区34附近与一些前述控制线40相比相对刚性。

在输送期间，第二挠曲区可以相对紧密地围绕在控制线周围（例如，r螺旋线1相对地接近于控制线的直径）。如图26K中可见，当定位在治疗位点处时，第二挠曲区的远端可定位成离开引导导管94一期望的纵向距离L纵向。如图26L中可见，在保持L纵向和t螺旋线（及由此P螺旋线）恒定的同时，细长轴杆16可相对于控制线40和引导导管94向远侧前进。这将第二挠曲区的弧长L弧从输送弧长L弧1增大到展开弧长L弧2，从而引起螺旋线从输送半径r螺旋线1径向扩张到展开的半径r螺旋线2。

4.经由减小纵向长度、减小弧度、加大弧长和/或改变螺距的组合的螺旋半径扩张

如前述讨论的，第二挠曲区的螺旋线的输送状态：r螺旋线1、L纵向1、t螺旋线1和L弧1是规定的或已知的。从输送半径r螺旋线1到展开的半径r螺旋线2（例如，到肾动脉的内半径）的螺旋扩张可通过减小螺旋线的纵向长度、减小螺旋线的弧度、加大螺旋线的弧长和/或改变螺旋线的螺距的组合来实现。可以适当地（给定径向扩张的具体机构）利用方程(16)-(30)来实现期望的展开条件：r螺旋线2、L纵向2、t螺旋线2和L弧2。此外，当多个热元件24沿第二挠曲区的长度定位时，可以适当地采用方程来提供在第二挠曲区的展开构造下的热元件的纵向和/或周向间距。例如，热元件可根据期望沿第二挠曲区的螺旋线的展开螺距P螺旋线2来定位。这会便于在肾动脉内形成具有期望的周向和纵向间距的治疗区，而无须在展开之后转动或纵向重新定位热元件。

减小螺旋线的纵向长度L纵向、减小螺旋线的弧度角t螺旋线、加大螺旋线的弧长L弧和/或改变螺旋线的螺距P螺旋线的各种组合可用于实现螺旋线的径向扩张。例如，在图26I和26J的实施例中，控制线40可在展开过程中转动和向近侧平移，以减小螺旋线的纵向长度并减小螺旋线的弧度角，以实现螺旋线的期望的径向扩张。如另一示例，在图26K和26L的实施例中，当细长轴杆16向远侧前进而引导导管94保持在位以减小螺旋线的纵向长度并加大螺旋线的弧长时，控制线40可向近侧缩回，以实现螺旋线的期望的径向扩张。如又一示例，在图26K和26L的实施例中，当细长轴杆16前进以减小螺旋线的弧度角并加大螺旋线的弧长时，控制线40可绕其纵向轴线转动，以实现螺旋线的期望的径向扩张。还如另一示例，在图26K和26L的实施例中，当细长轴杆16向远侧前进而引导导管94保持在位以减小螺旋线的弧度角、减小螺旋线的弧长并加大螺旋线的弧长时，控制线40可绕其纵向轴线转动并向近侧平移，以实现螺旋线的期望的径向扩张。

L.第十二代表性实施例（为复合偏转构造的第二挠曲区）

图27A-27D示出具有细长轴杆16的第十二代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一或近侧挠曲区32和第二或中间挠曲区34以及可选的第三或远侧挠曲区44（参见图27A）。在这些实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32以及可选的第三挠曲区44的材料、尺寸以及构造可与之前实施例中的任一个所述的相应对等物相似。此外，图27的实施例中的第二挠曲区34的长度和直径与第二挠曲区34的先前实施例中的任一个中所述的那些相似。

然而，在本发明的第十二实施例中，第二挠曲区34构造成复合偏转。复合偏转可包括例如在单个平面内沿多个方向偏转、在多个平面内沿多个方向偏转、与螺旋偏转结合的平面偏转等。第二挠曲区34的复合偏转可便于将一个或多个热元件24放置成在期望的纵向和/或周向位点处与肾动脉的内壁接触，热元件24可以沿第二挠曲区的长度定位和/或联接于可选的第三挠曲区44。

在图27D的代表性实施例中，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该激光切割型式包括具有连接肋部68的脊柱66。该控制线40借助焊接物130附连于第二挠曲区的远端。脊柱66包括沿纵向间隔开并角度上相对（即，成角度上彼此偏移约180°）的第一段66’和第二段66”以及第三段66”’，该第三段与第二段66”纵向间隔开并且角度上相对，但与第一段66’角度上对准。响应于拉动控制线40，脊柱的第一和第二段定位成使第三管状结构的激光切割型式使第三管状结构的偏转在垂直于脊柱的第一和第二段的平面内来回偏置，因而，第二挠曲区在图27C的偏转构造下具有S形。如所示，热元件24可选地可沿第二挠曲区的长度定位，以及定位在第三挠曲区44的远端处，因而，在偏转构造下，热元件定位在弯曲部顶点处，这些热元件可以在纵向间隔开且周向相对的位置与肾动脉的内壁接触。

在图27D的代表性实施例中，脊柱66包括沿纵向间隔开并角度上相对的第一段66’和第二段66”以及第三段66”’和第四段66””’，该第三段和第四段彼此纵向间隔开并角度上相对，并垂直于第一段66’和第二段66”（即，角度上偏移约90°）。响应于拉动控制线40，脊柱的第一和第二段定位成使第三管状结构的激光切割型式使第三管状结构的偏转在两个垂直的平面中的每个平面内来回地偏置，因而，第二挠曲区在图27E的偏转构造下具有“U”形。如所示，热元件24可选地可沿第二挠曲区34的长度定位，以及定位在第三挠曲区44的远端处，因而，在偏转构造下，热元件定位在弯曲部顶点处，这些热元件可以在角度上偏移约90°的纵向间隔开的周向位置与肾动脉的内壁接触。

可选地可以采用多根控制线40来实现第二挠曲区34的复合偏转。例如，在图27B的实施例中，第一控制线可以在远侧附连于第一脊柱段66’的远端，第二控制线可以在远侧附连于第二脊柱段66”的远端，而第三控制线可以在远侧附连于第三脊柱段66”’的远端。拉动第一控制线将仅使第一脊柱段偏转，而拉动第二控制线将使第一和第二脊柱段偏转，而拉动第三控制线将使所有三个脊柱段偏转（如图27B中那样）。由此，使用多根拉线可便于根据期望来使第二挠曲区34的一部分或全部偏转。

M.第十三代表性实施例（为电引发偏转构造的第二挠曲区）

图28A和28B示出具有细长轴杆16的第十三代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一或近侧挠曲区32和第二或中间挠曲区34以及可选的第三或远侧挠曲区44（参见图28A）。在这些实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32以及可选的第三挠曲区44的材料、尺寸以及构造可与之前实施例中的任一个所述的相应对等物相似。此外，图28的实施例中的第二挠曲区34的长度和直径与第二挠曲区34的先前实施例中的任一个中所述的那些相似。

然而，在本发明的第十三实施例中，第二挠曲区34构造成用于电引发偏转。在图28B的代表性实施例中，第二挠曲区34的第三管状结构62包括激光切割型式，该型式包括具有连接肋部68的脊柱66，尽管应理解到可以替代地采用其它型式、偏置脊柱或由激光切割或除了激光切割之外的其它机构形成的其它结构设计。该控制线40利用焊接物130附连于第二挠曲区的远端。与前述实施例一样，响应于向近侧拉动第二挠曲区的远端的控制线40，第三管状结构的激光切割型式使第三管状结构的偏转在垂直于脊柱的平面内偏置。然而，与先前所述的实施例不同，由于电引发地缩短控制线而不是沿控制线长度的机械引发的拉力，控制线40拉动第二挠曲区的远端。

如图28B中可见，该控制线40还利用焊接物130附连于第二挠曲区的近端。与先前实施例不同，控制线40并不在第二挠曲区的近侧经过细长轴杆16延伸到手柄组件200。而是，电源线29从手柄200行进经过细长轴杆，并在焊接接头130和130’处电连接到控制线40。手柄200的致动件260将电流施加于电源线29，这些电源线将电流传递到控制线40。控制线40响应于电流而缩短，这会引起第二挠曲区34的偏转。

与此第十三实施例相比，本发明的一些前述实施例具有经过细长轴杆16一直延伸到手柄组件200的一根或多根控制线40。拉力经由致动件260沿控制线的整个长度施加于控制线，以拉动第二挠曲区34，并致使其偏转。为了便于这种偏转，位于第二挠曲区近侧的细长轴杆16相对地抗弯折，这是因为当将拉力施加于控制线40时使轴杆沿其长度处于压缩状态。因此，细长轴杆16可相对刚性，且它可在第二挠曲区的偏转过程中变得更刚性。在第十三实施例中，由于控制线40不在第二挠曲区近侧延伸，细长轴杆16的更近侧部段不被压缩，并且不需要强劲地抗弯折。因此，细长轴杆可以提供更大柔性的方式来制造，这会加强可输送性和/或减少在转动过程中导管抽动。电引发的控制线形状变化或缩短可与之前所述的第二挠曲区34和控制线40中的任一个结合利用。

在第十三实施例的一个代表性实施例中，控制线40包括诸如镍钛诺的形状记忆材料。在附连于第二挠曲区之前，控制线的温度升高到变形温度以上（例如，在约20摄氏度到60摄氏度范围内，根据合金中镍和钛的相对比例），以使镍钛诺处于奥氏体相。将控制线弄直并允许控制线冷却到它的变形稳定以下，以使控制线处于马氏体相。然后，控制线在显著的弹性变形下（例如，约6-10％范围内的应变）附连于第二挠曲区的近端和远端。施加于电源线29的电力将控制线40电阻式加热到其变形温度以上，从而使控制线变形回到奥氏体相，并呈它之前热固、基本上不受应力的奥氏体构造。这缩短了控制线，从而引起第二挠曲区偏转。控制线或第三管状结构62（这可选地可经由电源线29进行电阻式加热）替代地可包括沿弯曲方向拉动第二挠曲区的弯曲奥氏体形状。

在第十三实施例的一个代表性实施例中，控制线40包括通常被称为人造肌肉的电活性聚合物。施加于电活性聚合物控制线的电力使控制线缩短，从而引起第二挠曲区偏转。当切断电力时，控制线呈其初始形状，从而允许第二挠曲区伸直（或被拉直）。

N.第十四代表性实施例（为在接头处偏转构造的第二挠曲区）

图29A-29E示出具有细长轴杆16的第十四代表性实施例，该细长轴杆16包括近侧力传递部段30、第一或近侧挠曲区32、接头35以及可选的第三或远侧挠曲区44（参见图29A）。在这些实施例中，近侧力传递部段30、第一挠曲区32以及可选的第三挠曲区44的材料、尺寸以及构造与之前实施例中的任一个中所述的相应对等物相似。

然而，在本发明的第十四实施例中，第二挠曲区34被一个或多个接头35代替，以便于第三挠曲区44的偏转。接头35可提供精确的偏转控制，因为接头可具有恒定的偏转动态。此外，接头可提供比用第二挠曲区的前述实施例中的一些可实现的弯曲更尖锐的弯曲，因为接头是与曲率半径相对的枢转点。因此，带接头的第二挠曲区的长度可小于先前所述的偏置脊柱第二挠曲区的长度。这可便于在较短的肾动脉内进行热神经调节，和/或可便于如图29E中所示使用较长的第三挠曲区44。较长的第三挠曲区可在其较长的长度上消散血管接触力，并将压力弹性地施加于血管壁，以在脉动血流和呼吸运动过程中提供稳定的电极接触。同样，较长的第三挠曲区会更易于借助荧光透视法来可视化。第三挠曲区44可以在约6毫米和16毫米长之间，例如小于或等于约9.5毫米，这可适于提供肾动脉内的足够挠曲。

参照图29B，在第十四实施例的一个代表性实施例中，铰接接头35将第一挠曲区32连接到第三挠曲区44。控制线40a和40b在转动轴线R的远侧附连于接头35的任一侧，以使力衰减部段44绕铰接接头的转动轴线R转动。替代地，一根控制线在转动轴线R的远侧附连于接头35的一侧，以使力衰减部段44绕铰接接头的转动轴线R转动，且当解除控制线内的拉力时，弹簧使力衰减部段44转动回到其未偏转状态。

替代地，多个第三挠曲区可经由一个或多个接头连接到第一挠曲区。每个远侧挠曲区可附连于电极或包括电极。每个远侧挠曲区可被致动，以独立于单根控制线或与其一起绕接头转动。替代地，弹簧可定位在接头内，以推动远侧挠曲区打开，并且它们可通过缩回到输送套管内来关闭。当远侧挠曲区打开时，电极远离彼此运动，并与血管壁接触。

力衰减部段44沿其纵向长度包括力改向元件49，该力改向元件49使能量输送元件24与力衰减部段44的轴线以与之前实施例中所述相似的角度和距离间隔开。由于长细比（长度：直径）对于较长的力衰减部段44来说较大，所以较长的力衰减部段44更易于特别是在施加的负载与其轴线间隔开时发生弯折。当远侧组件53前进到肾动脉内，且能量输送元件24与肾动脉壁接触时，施加于能量输送元件24的负载与力衰减部段44的轴线间隔开，并会引起力衰减部段44在比损伤负载小的负载下弯折。力改向元件49可位于力衰减部段44上、沿纵向约中点处。例如，在9.5毫米长的力衰减部段44上，力改向元件49可以在远端近侧约4到5毫米处。参照图29C，在第十四实施例的一个代表性实施例中，第二挠曲区34包括第一铰接接头35和第二铰接接头35’。控制线40a和40b附连于接头35的任一侧，以使远侧挠曲区绕铰接接头35的转动轴线R转动，而控制线40c和40d附连于第二接头35’的任一侧，以使第三挠曲区绕铰接接头35’的转动轴线R’转动。铰接接头35’的转动轴线R’较佳地垂直于铰接接头35的转动轴线R，以提供远侧挠曲区44在两个垂直的平面内的偏转。

参照图29D，在第十四实施例的一个代表性实施例中，第二挠曲区34包括球窝接头35，该球窝接头使近侧和远侧挠曲区连结，并便于以约为零的曲率半径RoC在任何平面内转动。可以提供任何数目的控制线40（示意地四根控制线），以使第二挠曲区34偏转。

O.第十五代表性实施例（主动冷却的能量输送元件）

1.与主动冷却结合将能量施加于血管内组织

当以单极方式使用时，前述能量输送元件24可包括定位在患者皮肤上的诸如中性电极38的电极，该电极将RF电流从电极经组织传导到返回电极。当以双极方式使用时，生热元件24可包括诸如电极，该电极将RF电流从有效电极24经组织传导到也定位在细长轴杆16上的返回电极。RF电流从有效电极经组织沿并联的组织回路传导到返回电极。

RF电流最集中于组织内、在有效电极的表面附近。对于相对球形电极，均质组织内的电流密度的简化关系描述为电流密度以r4的比率随着离开有效电极表面的距离衰减。在电气和热特性方面具有明显差异（特别是，阻抗、热容、对流的差异）的环境中并且当电极形状与球形不同时，此关系变得更复杂。

诸如RF的快速交变电流使组织内的离子振动，从而生热。加热效果与电流密度、以及由于组织和血液内的传导、对流和/或辐射造成的传热率成正比。一般而言，最热的组织在电极的表面处或附近，且温度随着距离快速降低。

参照图30B-30D，有益的是主动冷却生热元件和/或在生热元件附近的非目标组织。这种冷却可便于以比不进行冷却情况下可实现的更大的安全性（例如，较小的腔体内组织表面温度）、增大的效率、较短（或较长）的持续时间、较大深度和/或较大尺寸来形成伤口。如图30A中可见，当腔体内治疗装置12包括开式回路主动冷却时，系统10可包括流体泵11，该流体泵用于将热流体从流体源11a经流体输送管11b并经治疗装置12的内腔泵送到能量输送元件24附近的远端区域20。当例如如图30C和30D中所示腔体内治疗装置12包括闭式回路主动冷却时，系统30还可包括治疗装置的与流体返回管路（未示出）流体连通的返回内腔45b，该流体返回管路将热流体返回到热源，以使热流体循环或去除在患者体外的热流体。

经由流体泵11泵送的热流体的速度、体积流量和总体积可通过看护者来受控地控制，或者如图30A中那样，可以通过算法102来控制。治疗装置12设有抵抗爆裂的足够强度，以便于经由泵11安全地注入或输送热流体。此外，治疗装置及其远端区域20包括用于保持生热元件24的位置同时注入或输送注入物的材料和机械特性。

例如，诸如热流体注入物的注入物（例如，室温或冷冻盐水）可以在功率或能量输送期间在治疗位点附近注射（开式回路系统）到患者的血流内，以起到去除热能的传导和/或对流散热体的作用（参见图30B）。与由脉动血流提供的被动冷却相比，注入物注射（例如，连续的注入物注射）可提供更多或更快的传热以及更均匀和/或更可预计的传热动态。注入物注射还可从生热元件去除血蛋白，由此减小凝结物形成的风险。除了或代替注入物注射，主动冷却可包括具有循环或静止的冷却剂（例如，低温流体、冷却盐水等）的闭式回路系统，冷却剂在功率或能量输送期间从生热元件并间接地从非目标组织去除热量（参见图30C和30D）。

能量定义为功率乘以时间。当提供闭式回路或开式回路主动冷却时，如果输送能量的功率和时间相对于不提供主动冷却时不改变时，输送的能量也不改变。诸如，如图31A和31B中所示，主动冷却还可保护血管壁处或附近的非目标组织Ti_非目标免于热损伤，例如可在功率输送期间与没有主动冷却的治疗T_{表面-非主动}相比降低血管壁的表面温度T_{表面-主动}，同时在离开血管壁的腔体表面的目标组织Ti_目标内的期望治疗深度d_伤口处保持期望的组织温度T_伤口。

然而，如果与增大的功率但恒定的功率输送持续时间结合地提供主动冷却，输送的能量增大，这会便于安全地形成比在没有主动冷却的情况下可实行的更深或更大的伤口，这保护了血管壁处的非目标组织。相似地，与增大的功率但恒定的功率输送持续时间结合地提供主动冷却将增大输送的能量，从而又可能便于安全地形成比在没有主动冷却的情况下可实行的更深或更大的伤口。例如，如图32A和32B中所示，在存在主动冷却的情况下增大的能量输送可保持与在没有主动冷却的情况下以较小能量所实现的表面温度相一致的表面温度Ts（或者可以减小表面温度），同时与在没有主动冷却的情况下利用较小能量所实现目标温度之处的治疗深度d_{伤口-非主 动}相比增大实现目标温度T_伤口处的治疗深度d_{伤口-主动}。

主动冷却还可便于通过增大的功率水平与减少的功率输送时长来输送能量。如图33A和33B中所示，这会便于更快速地形成伤口，这会缩短功率传输的时长，该时长是直到功率传输切断的时间t_完成，同时保持实现目标温度T_伤口处的期望伤口深度d_伤口以及期望水平或以下的表面组织温度Ts。根据功率量值增大和功率时长减小的相对程度，这种改变还可便于在更少时间内传输更多能量，这会便于在较少的时间内安全地形成较深或较大的伤口。例如，图33A示出在目标组织T_目标内离生热元件24一距离处的温度相对于时间的曲线。通过冷却治疗位点的表面，能以较快的速率来增大功率，这会使目标组织的温度更快地升高到目标温度T_伤口以上，目标组织的温度可在相等的时长内保持在目标温度以上，且可以更快地切断功率，从而与没有冷却t_{完成-未冷却}情况下的完成时间相比，使完成时间t_{完成-冷却}更早。因此，可以缩短治疗时长。在不同的算法中，如图33B中所示（示出在目标组织内离生热元件24一距离处的温度相对于时间），通过提供等效的热软管来缩短治疗时长，该热软管在较短的时长下处于较高的温度。

为了讨论的目的，通过保持变量恒定来简化前述的三个冷却作用（较小的表面温度、较大/较深的伤口和较快的损伤）。可以通过改变变量来实现这些作用的变型或组合，这些变量包括：功率、功率增大率、功率输送时长和冷却率。诸如算法102的算法可选地可用于控制这些变量。

2.在开式回路主动冷却期间的注入物注入体积和速率

当利用血管内注入物（例如，盐水）注入（参见例如图30B）经由开式回路系统来实现主动冷却时，应当注意注入物注入的体积和速率。血管内注入物例如可以在功率传递之前约0-10秒（例如，约5秒）、然后在功率传递期间，并在功率传递之后约0-10秒（例如，约5秒）设置在治疗位点附近。在一些患者中，相当大的盐水体积的血管内注射会引起肺水肿或心力衰竭，并且一些患者群体会处于这种并发症的更高风险。这些更高风险的患者群体会包括治疗性指示肾神经调节的患者群体，包括例如具有心力衰竭或心脏疾病、肾机能不全和/或糖尿病历史的那些患者。

有利地，根据本发明中所述的实施例，在肾神经调节治疗期间传递的最大功率的量值（例如，小于约15瓦，例如小于约10瓦或小于约8瓦）与例如在电生理治疗时所用、以实现心脏组织消融的功率水平（例如，大于约15瓦、例如大于约30瓦的功率水平）相比会相对较小。此外，在构造成用于肾神经调节的肾血管系统内的本申请中的实施例中所述的电极或生热元件24的相对体积预计比用于实现心脏组织消融的电极的体积小得多（例如，~10%相对体积）。

由于相对较小的功率水平可与相对较小的电极结合地用来实现肾神经调节，在功率输送期间将生热元件和/或非目标组织保持在期望的温度或该温度以下（例如，在约50摄氏度或以下，例如，在约45摄氏度或以下）所需的血管内注入物注射的流量和/或总体积还会比在例如用于电生理治疗的较大功率水平（例如，高于约15瓦的功率水平）下所需的相对较小。血管内注入物注射的流量和/或总体积的相对减小有利地会便于在被不当治疗（较大的功率水平及由此所用的相应较大的注入物流量/体积）的较高风险的患者群体（例如，具有心脏疾病、心力衰竭、肾功能不全和/或糖尿病的患者）中采用血管内注入物。

当血管内注入物包括盐水时，一升的盐水可包括9克的氯化钠，这包括约3.6克的钠。3.6克的钠是对具有心力衰竭或高血压的患者推荐的日常允许值的约150%。每升盐水还包含约1000单位的抗凝结肝磷脂。此外，盐水注射增大静脉压力及由此的毛细压力，这增大了离开血管系统的流体量。如果淋巴引流和肾排泄（尿排出）不能保持体内平衡，流体积聚并会造成肺水肿或心力衰竭。

基于前述内容，会期望将盐水（例如，室温盐水）注射限制在小于约1升，例如小于约500毫升、小于约250毫升或小于约100毫升。这种对盐水注入体积的限制会便于在较高风险的患者群体内的注射，较高风险的患者群体例如是那些具有心脏疾病、心力衰竭、糖尿病和/或肾功能不全的那些患者群体。当最大功率水平不超过约15瓦时，例如不超过约10瓦时，预计注入流量小于或等于约15毫升/分钟，例如小于或等于约10毫升/分钟，将足以将生热元件保持在期望的温度或以下，例如在约50摄氏度或以下，例如在约45摄氏度或以下。为了两分钟或更少的治疗时间，这些注入流量便于在多个位点进行治疗，同时将总注入体积保持在约1升、500毫升、250毫升和/或100毫升以下。可提供诸如算法102之类的控制算法或手动控制器，以控制注入流量和/或总注入体积，同时可设有流体泵，从而以期望（例如，受控）的速率推动注入物通过细长轴杆16。

作为示例，如果为了5秒的预治疗和后治疗以及在2分钟的治疗期间注射盐水（即，每个治疗位点注射盐水约130秒），以15毫升/分钟的注入流量的每次治疗将造成约32.5毫升的总注入体积。因此，可以在约3个治疗位点处进行治疗，同时将总注入体积保持在约100毫升以下，在约7个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约250毫升以下，在在约15个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约500毫升以下，以及在约30个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约1升以下。少于2分钟的治疗会便于对于给定数目的治疗位点甚至更低的总注入体积，和/或可便于在更多位点进行治疗同时保持总注入体积低于期望的阈值。

相似地，如果为了5秒的预治疗和后治疗以及在2分钟的治疗期间注射盐水（即，每个治疗位点注射盐水约130秒），以10毫升/分钟的注入流量的每次治疗将导致约21.7毫升的总注入体积。因此，可以在约4个治疗位点处进行治疗，同时将总注入体积保持在约100毫升以下，在约11个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约250毫升以下，在约23个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约500毫升以下，以及在约46个治疗位点以上治疗，同时将总注入体积保持在约1升以下。少于2分钟的治疗会便于对于给定数目的治疗位点甚至更小的总注入体积，和/或可便于在更多位点进行治疗同时保持总注入体积低于期望的阈值。

除了或代替限制在肾神经调节期间血管内注射的注入物的体积，可提供尿导管插入来排泄过多的流体。同样，可提供混合式开放和闭合冷却系统，以通过经由冷却系统的闭合部件（例如，经由循环的冷却剂，如图30C和30D中那样）去除任何多余热能的至少一部分来减小或限制注入物的体积。

又替代地，注入物可包括自体的血或来自外部捐献者的血，而不是注入盐水。当是自体的血时，血液可以是动脉或静脉血，并可从血管系统内的一些其它位点取出，诸如在股动脉通入点或附近，以注射到肾动脉内。这样，患者体内的总流体体积不改变，而经肾动脉的流量和体积（及由此从生热元件和/或非目标组织的传热率）增大。

3.开式回路冷却对生热元件接触稳定性的影响及对该影响的减轻

经由来自灌注电极的注入物注射的主动冷却（诸如图30B中所示）会使治疗位点处的组织和电极46之间的交界部处的稳定接触失稳。当流体经端口47从电极流出时、例如从电极径向和/或垂直地流出时，流体会迫使电极远离治疗位点组织。

如图34-34L中所示，可提供灌注电极46和/或端口47的各种实施例，它们会加强或便于保持治疗位点组织和电极之间的稳定接触。在这些实施例中，端口47构造成引导热流体注入物远离组织/电极交界部和/或以垂直于交界部的较小力向量来引导注入物。由于注入物在组织/电极交界部处不被引导（或不以较大的力在交界部处引导），在交界部处可以有比如果注入物沿共同的横截面、垂直于交界部引导所实现的更少的冷却。然而，流经电极的流体流仍将热量从组织通过电极引到血内。

参照图34A，电极46的灌注端口47可定位在电极的不与组织接触的那侧，以引导热流体注入物远离组织/电极交界部。附加地或替代地，一个或多个灌注端口47可如图34B中所示设置在电极46的末端处（例如，灌注电极末端）。在图34C中可见的附加实施例中，电极46的直径比细长轴杆12的远端区域20的更近侧部的直径大，且面向近侧端口47沿电极的近侧表面定位在电极的外径与细长轴杆之间。在图34D中，电极46包括一定轮廓的形状，该形状具有至少一个缩小直径的腰部或凹槽，该腰部或凹槽沿圆柱形电极的长度定位；端口47定位在从组织/电极交界部凹入的凹槽内。

在图34E-34H中，灌注端口47以较小角度将流引导到电极表面，以使在组织/电极表面处的垂直力分量较小。在图34E中，端口47倾斜，从而以锐角将指向远侧（即，顺行或沿血流方向）的流体引导到血管壁。在图34F中，端口47倾斜，从而以锐角将指向近侧（即，逆行或沿血流的相反方向）的流体引导到血管壁。在图34G中，端口47倾斜，以将流体以锐角沿周向（即，既不顺序也不逆行）输送到血管壁。在图34H中，端口47倾斜并相对于电极46的最外径凹入，以将流体以锐角输送到血管壁。如显然的，可以提供以锐角将指向远侧、指向近侧和/或指向周向的流体的任何组合注射到血管壁。

可选地，端口47可用于将血抽吸到生热元件24内，以加大从生热元件到血的传热。例如，血可以经一个或多个端口47来抽吸，诸如图34B中的一个或多个末端端口，并经过细长轴杆12抽吸到定位在人体外的注射器或储血器。血可选地可以在手术期间或之后在相同或不同的位置积回到患者的血流内。附加地或替代地，经端口47取出的血可从肾动脉重新行进到诸如股动脉或静脉之类的较低血压的位置。

如图34I-34L中可见，灌注端口47可选地可位于电极46的近侧而不是电极本身内或上，因而，流体注入物沿肾血流方向在电极上流动，而不是流到电极外。流经肾动脉的血流可以是基本上层流，并且定位在壁处的电极上的血流比经过血管中心的血流少得多。由此，经定位在电极46的近侧（例如，沿第三挠曲区44或第二挠曲区34定位）的灌注端口47输送的注入物会降低在电极上流动的流体温度和/或可增大壁处的流量。

在图34I中，定位在电极46的近侧的端口47指向径向方向，以大致垂直于细长轴杆12地输送注入物。在图34J中，端口以相对于细长轴杆12的（指向远侧和/或近侧）锐角指向径向，从而以相对于轴杆的锐角输送注入物。在图34K中，端口47指向血管中心，一般远离组织/电极交界部。在图34L中，端口相对于血管沿周向定向，这会在电极46附近形成涡流和/或使血流向治疗位点改向。

用于引导热流体注入物远离组织/电极交界部和/或以垂直于交界部的较小力分量来引导注入物的其它技术可包括使经过端口47的注入速度或压力变化。例如，相对较大数目的端口可沿所有方向定位，因而，对于给定的体积流量，每个端口具有较少的体积流；这会使流经每个端口的流的速率或压力减小。附加地或替代地，定位在电极46和/或细长轴杆12的交界侧的端口可以相对小于定位在电极的面向血流侧的端口。此外，可以如前讨论地控制体积流量，以提供实现期望的冷却作用所需的尽可能少的流。用混合式开式回路和闭式回路冷却系统来冷却电极46还可减小实现期望的冷却作用所需的注入体积流量。

还可通过向远端区域20及其复杂的弯曲部构造提供足够的机械稳定性来实现在经由端口47输送注入物期间保持治疗位点组织与电极之间的稳定接触。机械稳定性可设计成弥补由灌注引起的任何不稳定的装置。例如，施加在较大表面积上的较大力将在提供稳定性的同时施加较小的压力。这可通过使在较大表面区域上、导管和动脉壁之间的接触成为纵长接触、螺旋状接触、具有弯曲部的多点接触、可展开接触等来实现。此外，可提供接触或稳定性反馈（例如，通过一个或多个传感器52），以告知看护者组织/电极交界部稳定性是否足以有效地进行消融。这种反馈可以例如包括对交界部处或附近的阻抗或压力测量的反馈。此外，在开式回路冷却过程中流经内腔45的流体会使细长轴杆12的远端区域20硬化，这会弥补由注入这种流体引起的任何不稳定。

将电极推离血管壁的灌注引起的垂直力可选地可用于有助于将电极输送成与血管壁稳定接触。例如，当电极和/或远端区域20前进到动脉壁内时，这种力可以潜在地减小损伤力。此外，力和注入物可建立润滑层，该润滑层有助于放置电极和/或在放置、重新定位和/或撤去电极期间减小摩擦或刮擦。当以相对于血管壁的锐角逆行地向灌注或注入（参见图43F）时，注入物可将电极推离血管壁并将电极推入血管，这会有助于输送和放置电极。

4.主动冷却对温度测量的影响及对该影响的减轻

当利用主动冷却时，温度测量会比不提供冷却时不精确或不太有用。如图35中所示，由于电极和组织表面被冷却（在开式回路系统中直接地冷却，在闭式回路系统中间接地冷却），当温度传感器52（例如，热电偶）设置在电极内或上，在离腔体表面的伤口深度处的组织温度T_伤口的大幅上升可对应于电极和/或表面温度T_S（并且由此监测到的温度传感器的温度）的较小温升。可以在冷却的电极温度和该较深伤口组织温度之间形成关联，但预计到这种关联在存在主动冷却的情况下精确度小得多。

为了说明治疗位点处的温度测量的精确度或有用性减小，可提供诸如算法102的实施方式的复合算法，以加强电极温度和较深组织温度之间的关联精度。该算法可以对温度传感器和/或治疗位点附近的复杂流体动力和/或热动力环境进行建模。用于这种算法的变量可例如包括流量、注入物或冷却剂温度、血流量、血液温度、组织温度、组织电特性和热特性、治疗位点下游的冷却剂和血液温度等等。可采用附加的和替代的变量。可设有附加的传感器来测量这些变量中的一个或多个。

附加地或替代地，可利用治疗效率和安全性而不是温度的指示件。例如，当伤口形成时，在电极处测量的阻抗随时间的相对变化可用于指示伤口形成。通常，当组织加热时，它的阻抗降低到一定温度阈值；当组织特性随着增大的温度而改变时，阻抗增大。合适的伤口大小可以例如与如由阻抗传感器52处测量的阻抗的相对减小、阻抗曲线的斜率的相对变化和/或减小之后阻抗的相对增大相关联。

相对于电极46和/或灌注端口47放置温度传感器52可规定成减小或减轻主动冷却对表面温度T_S测量精度和/或在分析期望深度处的伤口温度T_{伤 口}时的有用性的影响。温度传感器52可以例如放置在电极46和/或端口47的外部或相对较远处，以使温度传感器不被冷却或较少地冷却，而这种冷却是由于注入物或冷却剂的输送造成的。例如，可以提供突出的温度传感器，该温度传感器从电极突出，并膨胀或插入组织内。附加地或替代地，针式温度传感器可从装置部署到目标深度。当灌注远离组织/电极交界部（参见例如图34A）时，温度传感器52可位于电极的与组织接触的那侧。

此外，如下面参照图36更详细描述的那样，能量可借助包含间歇功率传递和冷却的算法来输送，这会便于更精确和/或有用的温度测量。

5.用于在主动冷却期间输送能量的控制系统

如前面讨论的，可以期望减小、控制或将在开式回路冷却期间输送的注入物体积减到最小。诸如前述的算法102的控制算法可包括一个或多个控制环，这些控制环响应于一个或多个监测到的功率输送的参数（例如，功率大小，功率输送时长、功率输送对传感器测量的影响，诸如温度、流量、压力和/或阻抗测量等）来控制或改变注入物注入的体积流量。例如，在不工作状态下（即，当能量不输送时），可提供注入物注入的相对较小体积流量（例如，足以防止血液在端口47和/或内腔45内阻塞的流量），以减小/控制盐水注入患者体内。可选地，可以在存在较小流量注入的情况下提供较小功率的预治疗能量脉冲，以测量阻抗和/或相对阻抗来验证电极/组织交界部处的稳定接触。当致动能量输送时，功率可上升，同时保持相对较小的注入物流量，直至需要较大的注入物流量为止。例如，如果在预定功率水平处或以下测量的温度增加到预定水平以上，例如在小于或等于5瓦的基准线之上增加5摄氏度或更多，则注入物流量会增大。具有较小注入物流量的能量输送的初始阶段可提供与较大的注入物流量相比更精确的温度测量。这种温度测量可与输送的能量相比较，以指示血流是否充足、过小或是否与组织接触不良。例如，较高温升会指示较小的血流且可以增大冷却；理想的温升可指示充分的血流；较小的温升可指示与组织接触不良。在能量输送的后续阶段中，血流的指示可包含到能量输送算法中。例如，较小的血流可用增大的注入物流量或减小的功率来补偿；理想的血流可造成保持较小的注入物流量；不良的组织接触会导致重新检查电极接触和位置的消息。

如前所述，电极的尺寸可构造成当放置成与肾动脉的内壁接触时，有效表面积与总表面积之比（ASA:TSA）可产生合适大小的伤口，当用于具有适当范围的体积血流量的环境中时。如果体积血流量小于适当范围，从电极和组织表面的热对流可能不足以产生较高的表面温度，这会致使血液凝结和/或血管壁的表面处过多的组织损伤和/或妨碍有效地升高目标组织的温度的能力。电极可构造成具有给定功率输送曲线的合适ASA:TSA，以在具有范围内的肾动脉体积血流量的大多数患者体内产生具有最小或较小主动冷却的有效伤口。主动冷却能根据需要来启动或增大，如果对应肾动脉内的体积血流量低于范围的话。例如，当动脉狭窄时被治疗的肾动脉内的体积血流量会低于该范围，当多于一个主肾动脉供给同一个肾脏时，当主肾动脉非常短且血流在分支之间分流时。在诸如这些情况下，当体积血流量低于电极所配置的范围时，可以通过手动控制或自动控制来增大主动冷却。可以通过如前所述响应于被监测的参数的控制算法来启动主动冷却的自动增大。

灌注或注入还可以与算法控制循环结合使用，算法控制循环调节流量来补偿电极接触和/或肾血流内的突变。例如，肾血流的突变可由肾动脉的急剧收缩、心率变化、肾血管系统阻力的变化引起。可以响应于肾血流的突变来手动地或自动地引发或增大。

在功率输送到达稳定状态之后，流量和/或功率可选地可暂时在预定范围内调节，以允许温度升高到正常血液温度之上的某一可测量的量，以增大温度测量的效用，但却不高到引起诸如血液凝结或过度组织损伤的潜在加热问题。允许温度升高可提供形成有效伤口的附加反馈。在检测到温升之后，流量和/或功率可返回到测量的温度未升高或降低回到基准线的水平。

算法102可选地可包含间歇功率传输和（开式回路或闭式回路）主动冷却。如图36中所示，当冷却或功率和冷却在较短时间段内间歇地停止或减小时，在伤口深度处从组织将热传导到组织表面和温度传感器。在这种间歇的不工作期间，表面温度T_S可更好地接近于伤口温度T_伤口或可以更可靠地与伤口温度T_伤口关联。因此，在不工作期间收集的信息可用于计算伤口温度T_伤口的更精确的表达式。

6.另外的代表性实施例

i.开式回路实施例

当多个灌注端口47和多个温度传感器52（例如，多个热电偶）包含到电极46内时，每个端口（或联接于共同的注入内腔45的每组端口）的流量可在局部温度测量的基础上进行调节。例如，测量较冷温度的温度传感器可指示电极的一部分相对远离组织/电极交界部。因此，该温度传感器附近的端口47的灌注流量可减小，以减少注入患者体内的盐水量和/或改善对温度变化的灵敏度。

同样，测量较热温度的温度传感器可指示电极的一部分相对接近组织/电极交界部，而较热温度传感器附近的端口的灌注流量可增大，以使组织/电极交界部附近的传热加大。减少在电极的面向血流那侧的灌注或注入可便于在电极的组织/电极交界侧的多次灌注的输送，同时将总注入物体积保持在期望的阈值以下。

ii.闭式回路实施例

图37示出本发明的附加实施例。在图37中，细长轴杆12的远端区域20包括囊体导管300，而一个或多个电极46连结、联接或层叠到可扩张囊体的内部或外部。每个电极46的电连接可通过囊体导管300的表面上的线29或电迹线提供。线或电迹线电气联接于发生器26。

囊体导管300是柔顺的，并可在肾动脉内膨胀时适应于预计到的解剖体范围。用于使囊体膨胀的流体可提供用于电极和/或被接触的组织的闭式回路冷却的散热体。可选地，流体可循环，以加强对流冷却和/或将流体的温度保持在期望的水平。

由于囊体300阻塞血流，在治疗过程中对复杂的热动力和流体动力环境的精确建模可更易驾驭，这会便于更好地控制治疗、降低风险治疗和/或更有效地进行治疗。

当如图37中所示设有多个电极46时，可以根据期望规定电极的纵向和/或周向间距，以便于在多个纵向和/或周向位置的治疗，而不需要重新定位远端区域20。

iii.具有阻塞囊体的开式回路实施例

图38示出本发明的附加实施例。在图38中，细长轴杆12的远端区域20包括安装到导管的阻塞囊体301。在远侧阻塞囊体31的近侧是注入端口49，该注入端口联接于与注入物源和具有流量监测仪的泵送机构流体连通的内腔。在注入端口49的近侧是放置于机械扩张或自扩张构件35上的一个或多个电极46。电极46可包括温度传感器。可包含温度传感器以测量注入物的温度。例如，热电偶或热敏电阻可放置于细长轴杆内的注入物供给内腔（未示出）中，在注入物端口49的开口处、在注入物供给源内和/或在泵送机构内。注入物的流量可用流量计或流量传感器来监测，或通过泵送机构的速度来控制。

经肾动脉的血流从主动脉流到肾，换言之，流向细长轴杆12的远端。在此实施例中，远侧阻塞囊体使流暂时减慢或停止，并通过注入端口49注入的注入物沿相反方向经过电极46流到主动脉内。

由于已知注入物的流量和温度，在治疗过程中对复杂的热动力和流体动力环境的精确建模可以更易处理，这会便于更好地控制治疗、降低治疗风险和/或使治疗更有效。

图39示出具有阻塞囊体301的本发明的实施例，该阻塞囊体安装在囊体导管13上，该囊体导管经由消融导管内的内腔51引入。消融导管包括放置于机械扩张或自扩张构件35上的一个或多个电极46。

类似于图38的实施例，注入物被泵送到肾动脉内，并沿相反方向在电极46上流入主动脉。在图39的实施例中，注入端口51可以是与囊体导管13经其输送的端口相同的端口，或者它可以是单独的内腔和端口。

图40示出具有阻塞囊体301的本发明的实施例，该阻塞囊体安装在引导导管95的远端上。消融导管可以是图5中通过34L示出的、带有或不带有端口47的实施方式。图40的引导导管95包括与囊体301的内部体积以及引导导管95的近端上的膨胀端口（未示出）连通的膨胀内腔。引导导管95还包括内腔96，消融导管经该内腔引入肾动脉内。

类似于图38的实施例，注入物被泵送到肾动脉。然而，在图40的实施例中，注入物经内腔96输送，并在电极46上沿向前方向流到肾内。阻塞囊体301限制或阻止血流进入动脉内。

图41示出包括远侧阻塞囊体301a和近侧阻塞囊体301b的实施例，这些阻塞囊体分别安装到位于一个或多个电极46的远侧和近侧的细长轴杆12。细长轴杆12还包括分别放置于电极46的远侧和近侧的注入端口49和抽吸端口46。注入端口49与供给内腔（未示出）流体连通，该供给内腔沿细长轴杆的长度延伸到位于导管的近端上的注入物供给连接器。抽吸端口53与抽吸内腔（未示出）流体连通，该抽吸内腔沿细长轴杆的长度延伸到位于导管的近端上的注入物抽吸连接器。一个或多个电极46放置于机械扩张或自扩张构件35上。

注入物的供给机械地泵送到供给连接器内，并且处置抽吸的注入物或将其收集于收集容器内。注入物在电极46上流动，并经由抽吸端口53从动脉去除。

iv.具有渗漏囊体/网状件的开式回路实施例

图42示出本发明的附加实施例。在图42中，细长轴杆12的远端区域20包括渗漏囊体302，而一个或多个电极46连结于或层叠于可扩张渗漏囊体的内部或外部。可通过渗漏囊体302的表面上的电迹线或线29提供至每个电极46的电气连接。线/电迹线电联接于发生器26。

渗漏囊体302是柔顺的，并可在肾动脉内膨胀时顺应于预计到的解剖体范围。渗漏囊体302包括允许囊体内的流体流经的小孔303。小孔303定位在电极46附近或近侧。用于使渗漏囊体膨胀并流经小孔303的、诸如盐水的流体可提供电极46和/或被接触的组织的散热和/或对流冷却。附加地，流体可以被冷冻。

由于渗漏囊体302阻断血流，在治疗过程中对复杂的热动力和流体动力环境的精确建模可以更易处理，这会便于更好地控制治疗、降低治疗风险和/或使治疗更有效。

当如在图42中那样设置多个电极46时，可以根据期望来规定电极的纵向和/或周向间距，以便于在多个纵向/周向位置处进行治疗，而无须重新定位远端区域20。

替代地，可以代替渗漏囊体来采用可扩张编织物、网状件或织品。可以通过将流体注射到可扩张编织物、网状件或织品内来使它们扩张。替代地，可通过诸如拉线之类的、减小编织物的长度的机械装置来扩张，或者可扩张编织物可以是自扩张的。

IV.系统的使用

A.治疗装置的血管内输送、偏转和放置

可使用传统的套线技术在引导线上对在此所描述的治疗装置12的任一实施例进行输送。当以此方式（未示出）进行输送时，细长轴杆16包括容纳引导线通过的通道或内腔。

在一示例性方案中，引导线（未示出）通过通入位点插入并使用影像导航通过股动脉、进入髂动脉和主动脉并进入左侧肾动脉或右侧肾动脉。引导导管可在引导线上通到所通入的肾动脉中。然后，移除引导线。

在第二示例性方案中，第一引导导管放置在肾动脉的入口处（用或不用引导线）。该第二引导导管（借助或不借助引导线）经由第一引导导管通到肾动脉中。然后，治疗装置经由第二引导导管行进到肾动脉中。一旦治疗装置适当地定位在肾动脉内，则将第二引导导管抽出，而使第一引导导管留在肾动脉的入口处。在此种方案中，第一引导导管和第二引导导管应将尺寸和构造设计成容纳第二引导导管在第一引导导管内通过（即，第一引导导管的内直径应大于第二引导导管的外直径）。例如，第一引导导管的尺寸可以是8弗伦奇，而第二引导导管的尺寸可以是5弗伦奇。

在第三示例性方案中，并且如图43A所示，肾引导导管94（例如，6弗伦奇的肾引导导管）定位在腹主动脉内，并且就在肾动脉的入口近侧。现在如图43B所示，在此所描述的治疗装置12通过引导导管94并进入所通入的肾动脉。细长轴杆响应于通过手柄组件200施加给力传递部段30的力、无损伤地通过引导导管94。第一或近侧挠曲区32适应左/右肾动脉和主动脉的交汇部处的显著挠曲，以通过引导导管94进入对应的左侧或右侧肾动脉（如图43B所示）。

如图43C所示，位于细长轴杆16的远端部分上的第二挠曲区34现在能轴向地平移到对应的肾动脉内，以受控方式在对应的肾动脉内被远程地偏转（示意性地，可提供平面偏转或弯曲，但替代地可提供任何其它之前描述的偏转，诸如螺旋形偏转）和/或转动，以实现与对应肾动脉的内壁相接近和所希望的对准。如图43C进一步所示，可选的第三挠曲区44弯曲成使热能加热元件24与内壁上的组织接触（替代地或附加地，一个或多个能量输送元件24可沿第二挠曲区34的长度定位，并在第二挠曲区的远程偏转过程中与内壁上的组织接触）。

B.形成受热影响的组织区域

如前所述（并如图43B所示），能量输送元件24能通过在对应肾动脉内的第一期望轴向位置处沿第一挠曲区32弯曲来定位。如图43C所示，能量输送元件24能通过第二挠曲区34向血管壁偏转而径向定位。如图43C还示出，可以通过第三挠曲区44的进一步偏转将能量输送元件24放置成与血管壁接触的最佳表面区域状态。

一旦能量输送元件24通过第二挠曲区34的偏转、第三挠曲区44的偏转和/或导管的转动的组合而定位在期望位置，则可以管理治疗。可选地，诸如盐水之类的注入物可以在治疗之前、期间和/或之后输送到治疗位点附近（例如，可如图30B中所示通过能量输送元件注入），以提供超过由血流所提供的传导和/或对流冷却。通过藉由能量输送元件24施加能量，可以如图43D所示形成第一受热影响的组织区域98(a)。在所示的实施例中，受热影响的组织区域98(a)呈对应的肾动脉的血管壁上的伤口的形式。

在形成第一受热影响的组织区域98(a)之后，导管可选地为了另一次热治疗而重新定位。如上更详细描述的那样，期望产生沿肾动脉的纵向轴线周向隔开的多个病灶性伤口。为了实现此结果，导管可选地可缩回，并可选地被转动，以沿血管的纵向轴线来向近侧定位能量输送元件。细长轴杆16从通入位点外转动（参见图43E）可将能量输送元件24沿周向重新定位在肾动脉周围。一旦能量输送元件24定位在肾动脉内与第一所述轴向位置隔开的第二轴向和周向位置，如图43E中所示（例如，98(b)），可以管理治疗另一病灶治疗（借助或不借助盐水注入）。通过重复刚才所述的操作步骤（如图43F到43K中所示），看护者能在血管壁上形成轴向和周向间隔开的若干受热影响的组织区域98(a)、98(b)、98(c)和98(d)，而第一受热影响的组织区域98(a)位于最远侧，并且后续受热影响的组织区域位于更近侧。图43I提供形成于经治疗的肾动脉的若干层内的伤口的剖视图。该图示出周向和轴向间隔开的若干治疗区（例如，98(a)–98(d)）能提供基本上周向覆盖，并由此引起对肾丛的神经调节的作用。临床研究指出：每个伤口会覆盖围绕肾动脉的周向区域的约20％-30％。在其它实施例中，每个伤口的周向覆盖可以达到50％。

在一替代治疗方案中，可实施该治疗装置以沿肾动脉的血管壁产生复合型式/阵列的受热影响的组织区域。如图43L所示，该替代治疗方案沿肾动脉在每个轴向位点（例如，98、99和101）处提供多个周向治疗。使用该方案来增大沿肾动脉血管壁的受热影响组织区域的密度会增大热阻塞肾神经内的神经纤维的可能性。

能量输送元件24如图43G所示在肾动脉内的转动可以提高治疗的可靠性和一致性。由于诸如荧光检查法之类的血管造影术仅提供二维可视性，因而通常仅以前视图/后视图来获得对在肾动脉上方（顶部）和下方（底部）处的壁接触的视觉上的确认。对于前部和后部治疗来说，理想的是首先获得在上方或下方位置处接触的确认，然后转动导管，以使能量输送元件沿血管壁周向地行进，直到到达所希望的治疗位点为止。可同时监测诸如阻抗之类的生理数据，以确保在导管转动过程中保持或优化壁接触。或者，可转动荧光检查器的C形臂，以实现较佳角度来确定壁接触。

图43示出通过如下方式形成的多个纵向和周向间隔开的病灶伤口，即，通过经第二挠曲区偏转和细长轴杆转动和/或平移的组合来重新定位能量输送元件24。在治疗装置的一些先前所述的实施例中，这种多个病灶伤口可借助沿远端区域20的长度定位的多个能量输送元件24来形成。附加地或替代地，在治疗装置的一些先前所述的实施例中，这种多个病灶伤口可通过仅经第二挠曲区在多个平面内的偏转、仅经细长轴杆的平移、仅经细长轴杆转动或仅经第二挠曲区偏转和细长轴杆转动和细长轴杆平移的任何子集来形成。

图46A到46C提供在动物研究过程中、在肾动脉内的治疗装置的荧光检查图像。图46A示出将治疗装置和能量输送元件24定位在远侧治疗位置。第二挠曲区34已偏转成将能量输送元件24定位成与血管壁相接触，并致使第三挠曲区44内挠曲。图46A还示出第二挠曲区34的弯曲顶点与血管壁相接触位置处的接触区域124与能量输送元件和血管壁之间的接触部径向或角相对。图46B示出在周向转动和轴向缩回之后，将治疗装置放置在更近侧治疗位置处。图46C示出将治疗装置放置在近侧治疗位置，该治疗位置就在主动脉和肾动脉的交汇部远侧。图46D和46E提供示出为了在人类肾动脉内进行治疗而定位的治疗装置的类似荧光检查图像。类似于上文相对于图46A所进行的描述，图46D示出行进至远侧治疗位置的治疗装置。类似于上文相对于图46C所进行的描述，图46E示出位于近侧治疗位置的治疗装置。

如图46A至46C所示，由于位于第二挠曲区34的远端处的能量输送元件24和焊接物130会是不透辐射的，因而使用血管造影术的操作者能使用与第一治疗位置对应的图像，来相对地定位治疗装置，以进行第二次治疗。例如，在平均长度的肾动脉中，临床操作者沿主动脉的长度在约每隔5mm的位置处进行治疗是理想的。在第三挠曲区44的长度是5mm的实施例中，操作者能简单地抽回装置，以使能量输送元件24的当前位置与焊接物130在前述治疗中的位置纵向对准。

在另一实施例中，不同类型的不透辐射标记可替代焊接物130。例如，铂带能附连于第二挠曲区的远端来用作不透辐射标记。

由于血管系统的血管造影术通常需要将造影剂注入肾动脉中，因而理想的是在治疗装置内部或侧部包含用于将造影剂注入血流中的内腔和/或端口。或者，造影剂可输送到治疗装置侧面的血液中，而该治疗装置在治疗装置和该装置所输送通过的引导导管之间的环形空间内。

暴露于超出约37°C的体温但低于约45°C的温度的热能（热量）可经由对目标神经纤维或者充满目标纤维的血管结构进行适度加热来引起热改变。在血管结构受影响的情形中，拒绝充满目标神经纤维，从而致使神经组织坏死。例如，这会在纤维或结构中引起非消融热改变。暴露于约45°C以上或者约60°C以上的热量会经由对纤维或结构的显著加热来引起热改变。例如，此种高温会对目标神经纤维或血管结构进行热消融。在一些患者中，理想的是，实现对目标神经纤维或血管结构进行热消融、但低于约90°C或低于约85°C或低于约80°C和/或低于约75°C的温度。不管为引起热神经调节所使用的受热类型如何，预期减小肾交感神经活动（“RSNA”）。

C：施加能量的控制

采用在此所披露的用于对目标组织输送治疗的治疗方案，以受控方式将能量输送至目标神经结构是有益的。能量的受控治疗会使得热治疗区域能延伸到肾筋膜中，同时减小对血管壁的不理想能量输送或热效果。能量的受控输送还可引起更恒定的、可预期的以及有效的整体治疗。或者，发生器26期望地包括包含算法102（参见图5）的编程指令，用以控制对生热装置的动力和能量输送。算法102可作为由联接于发生器26的处理器所执行的传统计算机程序来实施，且在图44中示出其代表性实施例。采用步进指令的看护者还能手动地执行算法102。

根据该算法的操作参数包括例如温度、时间、阻抗、功率、流速、体积流量、血压、心率等。温度的离散值可用于触发功率或能量输送的变化。例如，温度的较高值（例如，85摄氏度）会指示组织干化，而在此种情形中，算法可减小或停止功率和能量输送，以防止对目标或非目标组织造成不期望的热效应。时间替代地或附加地可用于防止对非目标组织造成不期望的热改变。对于每次治疗来说，检查设定时间（例如，2分钟）以防止发生无限的电力输送。

阻抗可用于测量组织变化。阻抗指代治疗位点的电性能。如果热感应电场应用于治疗位点，由于组织细胞对于电流的电阻较小，因而阻抗会减小。如果应用过量的能量，则在电极附近会发生组织失水或凝固，而由于细胞丧失保水性和/或电极表面积减小（例如，由于凝固物堆积），因而这会增大阻抗。因此，组织阻抗的增大会指示或预期对目标或非目标组织的不理想热改变。

替代地或附加地，功率是监测治疗输送控制的有效参数。功率是电压和电流的函数。算法可设计电压和/或电流以实现所希望的功率。

前述参数的派生物（例如，变化率）也可用于触发电力或能量输送变化。例如，能监测温度变化率，从而在检测出温度突然上升的情形中减小功率输出。相似地，能监测阻抗变化率，从而在检测出阻抗突然上升的情形中减小功率输出。

如图44所示，当看护者开始治疗时（例如，经由脚踏板），算法102命令发生器26在第一时间段t₁（例如，15秒）内、将其功率输出逐渐调整至第一功率水平P₁（例如，5瓦）。在第一时间段期间，功率增大通常是线性的。于是，发生器26以大体恒定的比值P₁/t₁增大其功率输出。或者，功率增大可以是非线性的（例如，指数的或抛物线的），并且具有可变的增大率。一旦实现P₁和t₁，则算法可保持在P₁，直到产生预定时间段t₂–t₁（例如，3秒）的新时刻t₂为止。t₂时刻的功率由预定增量（例如，1瓦）在预定时间段t₃-t₂（例如，1秒）增大至P₂。在预定时间段内以约1瓦的预定增量的功率上升可持续，直到实现最大功率P_最大或者满足一些其它条件为止。在一实施例中，P_最大是8瓦。在另一实施例中，P_最大是10瓦。可选地，功率可保持在最大功率P_最大下一段期望的时间或达到期望的总治疗时间（例如，达到约120秒）。

在图44中，算法102示意地包括功率控制算法。然而，应理解到算法102替代地可包括温度控制算法。例如，功率可以逐步增大，直至在期望的时间段内获得期望的温度。在另一实施例中，可以提供功率控制和温度控制算法的组合。

如上所述，算法102包括监测某些工作参数（例如，温度、时间、阻抗、功率、流速、体积流量、血压、心率等等）。可持续地或定期地监测这些工作参数。算法102相对于预定参数曲线检查所监测的参数，以确定这些参数是否单独地或组合地落在由预定参数曲线所设定的范围内。如果所监测的参数落在由预定参数区域所设定的范围内，则能以所命令的功率输出来持续治疗。如果所监测的参数落在由预定参数区域所设定的范围外，则算法102相应地调整所命令的功率输出。例如，如果实现目标温度（例如，65摄氏度），则功率输送保持恒定，直到整个治疗时间（例如，120秒）已届满为止。如果实现或超出第一温度阈值（例如，70摄氏度），则以预定增量（例如，0.5瓦、1.0瓦等等）减小功率，直到实现目标温度为止。如果实现或超出第二功率阈值（例如，85摄氏度），由此指代不理想的状况，则功率输送可终止。该系统可装备有各种声光报警器，以警告操作者发生某些状况。

以下是一些情形的非穷尽列举，而算法102在这些情形下可调整和/或终止/中止所命令的功率输出：

(1)所测量的温度超出最大温度阈值（例如，约70摄氏度到约85摄氏度）。

(2)从所测量温度得出的平均温度超出平均温度阈值（例如，约65摄氏度）。

(3)所测量温度的变化率超出变化率阈值。

(4)在发生器26具有非零输出的同时，温度在一定时间段内的上升小于第一最小温度变化阈值。能量输送元件24和动脉壁之间的不良接触会产生此种情况。

(5)所测量的阻抗超出阻抗阈值（例如，<20欧姆或者>500欧姆）。

(6)所测量的阻抗超出相对阈值（例如，阻抗从起始值或基准值开始减小，然后上升至超出该基准值）。

(7)所测量的功率超出功率阈值（例如，<8瓦或者>10瓦）。

(8)所测量的功率传递时长超过时间阈值（例如，>120秒）。

V.用于公开的设备和系统的分配、运输和销售的预包装套件

如图45中所示，图5中所示的系统10的一个或多个部件能组装在一起，以便利地输送至顾客/临床操作者并且由顾客/临床操作者所使用。适合于组装的部件包括治疗装置12、用于将治疗装置12连接于发生器26的线缆28、中性或离散电极28以及一个或多个引导导管94（例如，肾引导导管）。线缆28还可与治疗装置12成一体，从而将这两个部件组装在一起。每个部件可具有其自身的无菌包装（对于需要消毒的部件来说），或者这些部件可在成套包装内具有专用的无菌隔室。此种成套工具还可包括步进使用指令126，这些指令为操作者提供产品技术特征和用于使用系统10和治疗装置12的工作指令，包括对在此描述的治疗装置进行插入、输送、放置以及使用的所有方法。

VI.所披露的设备、方法和系统的附加临床应用

虽然本发明在本说明书中的大部分内容至少部分地涉及使患者的肾失神经支配，以阻挡肾血管（例如，肾动脉）内的传入和/或传出神经连通，但在此描述的设备、方法和系统还可用于其它血管内治疗。例如，前述导管系统或者该系统的选定方面可放置在其它周围血管中，以输送能量和/或电场，从而通过改变这些其它周围血管附近的神经来实现神经调节效果。存在从主动脉上升的若干动脉血管，这些动脉血管与丰富的神经集并排地行进至目标器官。使用这些动脉来通入并调节这些神经会对若干病况具有显著的治疗效果。一些示例包括围绕腹腔神经干、上方的肠系膜动脉以及下方的肠系膜动脉的神经。

在已知是腹腔神经干的动脉血管附近或者围绕该动脉血管的交感神经可通过腹腔神经节并跟随腹腔神经节的分叉，以使胃、小肠、腹部血管、肝、胆管、胆囊、胰、肾上腺以及肾受神经支配。整体（或者经由选择性调节部分地）调节这些神经可治疗包括（但不局限于）糖尿病、胰腺炎、肥胖症、高血压、肥胖相关的高血压、肝炎、肝肾综合症、胃炎、胃功能紊乱、过敏性肠综合症以及诸如克罗恩病之类的自身免疫紊乱的病症。

在被称为肠系膜下动脉的动脉血管附近或者围绕该动脉血管的交感神经可通过肠系膜下神经节并跟随肠系膜下动脉的分支，以使结肠、直肠、膀胱和外生殖器受神经支配。整体（或者经由选择性调节部分地）调节这些神经可治疗包括（但不局限于）胃动力障碍、结肠炎、尿滞留、膀胱过度活动、失禁、不育、多囊卵巢综合症、早泄、勃起功能障碍、性交困难和阴道痉挛的病症。

虽然主动脉通入和治疗已在本说明书中受到关注，然而所披露的设备、方法和系统还可用于对周围静脉或淋巴管进行治疗。

VII.结论

本发明实施例的上述详细描述并不想要是穷举或将本发明限制于上述的准确形式。尽管为了说明的目的而描述了本发明的特定实施例和例子，在本发明的范围之内可以有各种等效的变型，如那些熟悉本领域的人们会认识到的那样。例如，尽管以给定的顺序提出各步骤，但替代的实施例可以不同的顺序来执行这些步骤。还可以组合本文所述的各种实施例来提供另外的实施例。

从上文中，应意识到在此已描述了本发明的特定实施例来进行说明，但并未示出或详细描述已知结构和功能，以避免不必要地模糊对本发明实施例的描述。只要上下文允许，单数或复数也可分别包括复数或单数。例如，本文的大部分内容以单数来描述能量输送元件24或电极46。应理解的是，本申请并不排除两个或多个能量输送元件或电极。

还应理解到能量输送元件24可以是电极、射频电极、冷却的射频电极、热元件、生热元件、电阻式加热元件、低温消融施加件、微波天线、超声波转换器、高强度聚焦超声转换器或激光发射器。

此外，文中所用的其它术语可以不同和可互换的方式来表达。例如，力传递部段还可以是近侧力传递部段、细长管状轴杆；第一挠曲区还可以是柔性管状结构；可偏转部段还可以是中间挠曲区或第二挠曲区或可偏转管状本体；控制线可以是挠曲控制元件；力衰减部段可以是第三挠曲区或远侧挠曲区或被动柔性结构；力改向元件可以是预成形几何形状。

此外，除非单词“或者”显著地被限定成仅仅意味单个术语，而非与一列两个或多个术语相关的其它术语，则在此种列表中使用“或者”应被解释成包括（a）该列表中的任何单个术语，（b）该列表中的所有术语，或者（c）该列表中术语的任何组合。此外，术语“包括”在全文用于意味着至少包括所描述的特征，从而并不排除任何更多数量的相同特征和/或附加类型的其它特征。还应理解的是，本文已描述了特定实施例来进行说明，但可在不偏离本发明的条件下进行各种改变。或者，本发明仅仅由所附权利要求所限定。

Claims (87)

1.用于从患者的肾动脉内热调节肾神经的导管设备，所述导管设备包括：

细长管状轴杆，所述细长管状轴杆沿轴线延伸，并具有近端和远端；

手柄，所述手柄在所述细长管状轴杆的所述近端的近侧；

柔性管状结构，所述柔性管状结构在所述细长管状轴杆的所述远端的远侧，并适于从所述患者的主动脉过渡地弯曲到所述肾动脉；

可偏转管状本体，所述可偏转管状本体在所述柔性管状结构的远侧；

挠曲控制元件，所述挠曲控制元件联接于所述可偏转管状本体；

挠曲控制件，所述挠曲控制件由所述手柄承载并联接于所述挠曲控制元件，所述挠曲控制件适于将力经由所述挠曲控制元件施加于所述可偏转管状本体；

力衰减部段，所述力衰减部段包括从所述可偏转管状本体向远侧延伸的可被动挠曲结构；以及

热元件，所述热元件在所述力衰减部段的远侧并由所述力衰减部段来承载；

其中，所述可偏转管状本体适于在由所述挠曲控制元件施加力时沿预定方向挠曲，以将所述能量输送元件定位成与肾动脉壁接触；

其中，所述力衰减部段适于在与肾动脉壁接触时挠曲，并构造成适应所述热元件的侧部和所述肾动脉壁之间的稳定接触。

2.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体和/或所述力衰减部段的可被动挠曲结构包括力改向元件，所述力改向元件具有预成形的几何形状，所述几何形状适于便于所述可被动挠曲结构的挠曲以及所述热元件和肾动脉壁之间无损伤的接触。

3.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述力改向元件包括结合到所述可偏转管状本体内的预成形的几何形状。

4.如权利要求3所述的导管设备，其特征在于，所述预成形的几何形状构造成减小所述热元件和肾动脉壁之间的引起所述可被动挠曲结构的挠曲所需的接触力。

5.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述可被动挠曲结构、力改向元件和热元件构成远侧组件，所述远侧组件在所述可偏转管状本体的远侧。

6.如权利要求5所述的导管设备，其特征在于，所述可被动挠曲结构在所述力改向元件的远侧。

7.如权利要求5所述的导管设备，其特征在于，所述可被动挠曲结构和所述力改向元件构成单个元件。

8.如权利要求5所述的导管设备，其特征在于，所述远侧组件具有沿所述细长管状轴杆的轴线的、不大于10毫米的长度。

9.如权利要求5所述的导管设备，其特征在于，所述远侧组件具有沿所述细长管状轴杆的轴线的、不大于5毫米的长度。

10.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体构造成最大挠曲状态，并且当所述可偏转管状本体使所述热元件离开所述细长管状轴杆的所述轴线运动一预定距离时，实现所述最大挠曲状态。

11.如权利要求10所述的导管设备，其特征在于，所述预定距离是约2毫米到20毫米。

12.如权利要求10所述的导管设备，其特征在于，所述预定距离是约10毫米到14毫米。

13.如权利要求10所述的导管设备，其特征在于，所述力衰减部段、力改向元件和能量输送元件构成远侧组件，所述远侧组件在所述可偏转管状本体的远侧，且所述远侧组件具有沿所述细长管状轴杆的所述轴线的、从3毫米到约6毫米的长度，所述可偏转管状本体具有沿所述细长管状轴杆的所述轴线的、从约8毫米到约15毫米的长度。

14.如权利要求13所述的导管设备，其特征在于，所述预定距离是约10毫米到约14毫米。

15.如权利要求10所述的导管设备，其特征在于，处于最大挠曲状态的所述可偏转管状本体包括具有不大于约25毫米的曲率半径的过渡弯曲部。

16.如权利要求10所述的导管设备，其特征在于，处于最大挠曲状态的所述可偏转管状本体包括具有不大于约15毫米的曲率半径的过渡弯曲部。

17.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体具有从约5毫米到约20毫米的长度。

18.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体具有小于或等于约12.5毫米的长度。

19.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述力衰减部段适于在施加挠曲力时挠曲，所述挠曲力具有足以使所述能量输送元件和肾动脉的血管壁之间稳定接触的大小，所述挠曲力的大小对于血管壁无损伤。

20.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述预成形几何形状沿与所述可偏转管状本体的预定挠曲方向相反的径向方向偏置。

21.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述预成形几何形状沿与所述可偏转管状本体的预定挠曲方向相同的径向方向偏置。

22.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体包括切去型式，所述切去型式包括脊柱。

23.如权利要求22所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体的所述脊柱包括沿周向定位的脊柱。

24.如权利要求22所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体的所述脊柱包括中心定位的脊柱。

25.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述被动挠曲结构的预成形几何形状包括具有约20到40度的预设定角度的成角度弯曲部。

26.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述柔性管状结构比所述细长管状轴杆更柔性，所述可偏转管状本体比所述柔性管状结构更柔性，且所述被动挠曲结构比所述可偏转管状本体更柔性。

27.如权利要求26所述的导管设备，其特征在于，所述细长管状轴杆、所述柔性管状结构和所述可偏转管状本体构成单件式管状结构。

28.如权利要求27所述的导管设备，其特征在于，由激光切割所述单件式管状结构使所述柔性管状结构和所述可偏转管状本体的柔性加大。

29.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体在放松构造和偏转构造之间变化，且处于所述放松构造的所述可偏转管状本体比所述挠曲管状结构更柔性，所述柔性管状结构比处于偏转构造的所述可偏转管状本体更柔性。

30.如权利要求2所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体的预定挠曲方向是与预成形几何形状相同的径向方向。

31.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述细长管状轴杆和所述热元件的尺寸设计成和构造成经由6弗仑奇的引导导管血管内输送到肾动脉内。

32.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述细长管状轴杆和所述热元件的尺寸设计成和构造成经由5弗仑奇的引导导管血管内输送到肾动脉内。

33.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体和力衰减部段构造成在所述热元件和肾动脉壁之间施加稳定的接触力，所述接触力足以在由患者的呼吸引起的肾动脉运动过程中保持壁接触。

34.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，还包括与所述热元件相邻、位于所述热元件上或内的传感器，所述传感器构造成监测所述设备和肾动脉壁中的至少一个的参数。

35.如权利要求34所述的导管设备，其特征在于，还包括温度传感器、阻抗传感器、光学传感器或微型传感器。

36.如权利要求34所述的导管设备，其特征在于，还包括反馈控制系统，所述反馈控制系统构造成响应于监测到的参数改变由所述热元件输送的热治疗。

37.如权利要求36所述的导管设备，其特征在于，所述反馈控制系统包括用于控制由所述热元件施加的热治疗的算法。

38.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述热元件构造成采用射频能量、微波能量、超声能量、激光/光能、热流体、电阻加热和低温流体中的至少一种来施加热治疗。

39.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述热元件包括能量输送元件，所述能量输送元件包括用于向组织施加射频能量的电极。

40.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述手柄包括转动件，所述转动件联接于所述管状细长轴杆，并构造成在不转动所述手柄的情况下使所述管状细长轴杆绕其轴线转动，并且所述转动件和手柄适于防止所述管状细长轴杆转动超过预定的回转圈数。

41.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述导管设备是医疗套件的部件，且所述医疗套件还包括缆线和离散电极，所述缆线构造成使所述导管设备电连接于能量源，所述离散电极构造成为来自所述导管设备的能量场提供返回路径。

42.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，还包括用于将所述导管设备输送到患者肾动脉内以及对应于肾动脉使所述患者的肾至少部分地失去神经支配的指令，以治疗所述患者的与高血压、心力衰竭、肾病、慢性肾衰竭、中枢交感神经亢进、胰岛素拮抗性糖尿病、代谢紊乱、心律不齐、急性心肌梗塞以及心血管-肾综合症中的至少一种相关联的病症。

43.如权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转管状本体包括多方向可偏转组件，所述多方向可偏转组件适于沿共同平面内的至少两个预定径向方向挠曲。

44.如权利要求43所述的导管设备，其特征在于，所述多方向可偏转组件包括中心定位的脊柱。

45.如权利要求44所述的导管设备，其特征在于，所述中心定位的脊柱包括脊柱挠曲元件。

46.如权利要求45所述的导管设备，其特征在于，所述脊柱挠曲元件包括带，并且所述挠曲控制元件包括第一控制线，所述第一控制线联接成将所述热元件定位到与肾动脉壁接触的位置。

47.如权利要求46所述的导管设备，其特征在于，所述带构造成响应于由所述第一控制线施加的拉力朝向所述第一控制线而挠曲以及响应于由第二控制线施加的拉力而朝向所述第二控制线而挠曲。

48.如权利要求44所述的导管设备，其特征在于，所述中心定位的脊柱包括第一脊柱挠曲元件和第二脊柱挠曲元件，每个脊柱挠曲元件适于双向运动。

49.如权利要求48所述的导管设备，其特征在于，所述第一脊柱挠曲元件绕所述细长管状轴杆的所述轴线与所述第二脊柱挠曲元件角度上偏移。

50.如权利要求44所述的导管设备，其特征在于，所述中心定位的脊柱包括多个，每个脊柱挠曲元件适于便于所述可被动挠曲结构的挠曲进行双向运动。

51.如权利要求43所述的导管设备，其特征在于，所述多方向可偏转组件包括沿周向定位的脊柱。

52.一种用于从患者的肾动脉内热调节肾神经的螺旋形导管设备，所述导管设备包括：

细长管状轴杆，所述细长管状轴杆沿轴线延伸，并具有近端和远端；

手柄，所述手柄在所述细长管状轴杆的所述近端的近侧；

柔性管状结构，所述柔性管状结构在所述细长管状轴杆的所述远端的远侧，并适于从主动脉过渡地弯曲到肾动脉；以及

远侧组件，所述远侧组件在所述柔性管状结构的远侧；

其中，所述远侧组件包括螺旋形结构和由所述螺旋形结构承载的热元件，所述螺旋形结构在便于输送到肾动脉的塌缩输送构造与将所述热元件定位成与肾动脉壁接触的扩张治疗构造之间变化,

其中，所述螺旋形结构包括螺旋线，所述螺旋线构造成通过以下机制沿所述轴线从所述塌缩输送构造径向扩张到所述扩张治疗构造，所述机制选自沿所述轴线减小所述螺旋线的纵向长度、沿所述轴线减小由所述螺旋线包围的角度、沿所述轴线增大所述螺旋线的弧长、改变所述螺旋线沿所述轴线的螺距及它们的组合。

53.如权利要求52所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋形结构的所述螺旋线由圆柱形形状包围，所述圆柱形形状具有在所述螺旋形结构处于所述塌缩输送构造时的第一半径和在所述螺旋形结构处于扩张治疗构造时的第二半径，且所述第一半径适应于所述远侧组件经由引导导管通到肾动脉，所述第二半径便于所述热元件和肾动脉壁之间接触。

54.如权利要求53所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋线的第一半径是约0.3毫米到0.7毫米。

55.如权利要求53所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋线的第二半径是约2.5毫米到4毫米。

56.如权利要求53所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋线的所述圆柱形形状还包括在所述螺旋形结构处于所述塌缩输送构造时的第一长度和在所述螺旋形结构处于扩张治疗构造时的第二长度。

57.如权利要求56所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋线的所述第一长度小于或等于约30毫米。

58.如权利要求56所述的导管设备，其特征在于，所述螺旋线的所述第二长度大于或等于约10毫米。

59.如权利要求52所述的导管设备，其特征在于，所述热元件包括第一热元件和第二热元件，所述第一热元件和第二热元件沿所述轴线纵向间隔开至少约5毫米。

60.一种用于血管内肾神经调节的导管设备，所述导管设备包括：

细长轴杆，所述细长轴杆沿轴线延伸，且所述细长轴杆包括近端区域和远端区域，所述远端区域包括受控挠曲区；

至少一个热元件，所述至少一个热元件联接于所述受控挠曲区和/或在所述受控挠曲区的远侧，所述至少一个热元件构造成与血管内组织表面接触，并将热治疗施加于与血管内组织表面相邻定位的肾神经；以及

主动冷却元件，

其中，所述受控挠曲区构造成绕所述轴线沿至少第一方向受控挠曲，以将所述至少一个热元件定位成与肾神经附近的肾血管接触，所述至少一个热元件和肾血管之间接触形成组织交界部，

其中，所述至少一个热元件构造成经由所述血管内组织表面施加热治疗，以消融所述肾神经；以及

其中，所述主动冷却元件构造成从所述至少一个热元件以一速率去除热量，所述速率足以在消融肾神经期间避免所述组织交界部处的不安全温度。

61.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件包括所述细长轴杆的所述远端区域内或所述热元件内的至少一个注入端口，且所述注入端口与热流体注入源流体连通。

62.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括控制器，所述控制器用于控制从所述热流体注入源经所述至少一个注入端口的热流体注入流量。

63.如权利要求62所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入流量限制于不超过15毫升/分钟。

64.如权利要求63所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入流量限制于不超过10毫升/分钟。

65.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括控制器，所述控制器用于控制从所述热流体注入源经所述至少一个注入端口的热流体注入总体积。

66.如权利要求65所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入总体积限制于不超过1升。

67.如权利要求66所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入总体积限制于不超过500毫升。

68.如权利要求67所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入总体积限制于不超过250毫升。

69.如权利要求68所述的导管设备，其特征在于，所述控制器构造成将热流体注入总体积限制于不超过100毫升。

70.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括泵，所述泵用于从所述热流体注入源经所述至少一个注入端口推进热流体。

71.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括开式回路冷却元件。

72.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括闭式回路冷却元件。

73.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件还包括在所述细长轴杆的所述远端区域内循环的热流体。

74.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件构造成使所述至少一个热元件在治疗施加期间冷却到不大于50摄氏度。

75.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述主动冷却元件构造成使所述至少一个热元件在治疗施加期间冷却到不大于45摄氏度。

76.如权利要求60-75中任一项所述的导管设备，其特征在于，所述热元件构造成以小于或等于约15瓦的最大功率水平将治疗施加于组织区域。

77.如权利要求176所述的导管设备，其特征在于，所述热元件构造成以小于或等于约10瓦的最大功率水平将治疗施加于组织区域。

78.如权利要求77所述的导管设备，其特征在于，所述热元件构造成以小于或等于约8瓦的最大功率水平将治疗施加于组织区域。

79.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成当所述热元件与组织表面接触时，以锐角将热流体注入到血管内组织表面。

80.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成当所述热元件与组织表面接触时，相对于血管内组织表面沿周向注入热流体。

81.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成当所述热元件与组织表面接触时，沿顺行方向注入热流体。

82.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成当所述热元件与组织表面接触时，沿逆行方向注入热流体。

83.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口相对于所述热元件的最外侧表面凹入。

84.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成当所述热元件不与组织表面接触时，从所述热元件的表面注入热流体。

85.如权利要求61所述的导管设备，其特征在于，所述至少一个注入端口构造成从与组织表面接触的所述热元件的表面注入热流体。

86.如权利要求60所述的导管设备，其特征在于，所述热元件和所述主动冷却元件一同包括灌注电极。

87.如权利要求86所述的导管设备，其特征在于，所述灌注电极包括位于所述细长轴杆的所述远端区域的远端处的末端。

Images