利用阻抗补偿的用于治疗高血压的医疗器械和方法
【专利说明】
[0001] 相关申请的夺叉引用
[0002] 本申请根据U.S.C. 35 § 119要求于2013年3月15日提交的序列号为61/788,429 的美国临时申请的优先权，其整个内容以引用方式并入本文。
技术领域
[0003] 本发明关于医疗器械以及用于制造医疗器械的方法。更特别地，本发明关于用于 治疗高血压的医疗器械和方法。
【背景技术】
[0004] 已开发出各种各样的体内医疗器械以用于医疗用途，如在血管内使用。这些器械 中的一些包括导丝、导管等。这些器械是通过各种不同的制造方法中的任何一种进行制造 并可根据各种方法中的任何一种进行使用。在已知的医疗器械和方法中，各自具有某些优 点和缺点。持续地需要提供替代的医疗器械以及用于制造和使用医疗器械的替代方法。
【发明内容】
[0005] 本发明公开了医疗器械和用于制造和使用其的方法。
[0006] 本发明公开了一种用于确定在体内医疗器械的第一电极片和第二电极片之间漏 电的控制单元。第一电极片可与第二电极片相间隔。第一电极片可具有有源电极和间隔的 接地电极。第二电极片可具有有源电极和接地电极。第一电极片的接地电极可被电连接至 第二电极片的接地电极。控制单元可包括用于将控制单元电连接至体内医疗器械的输入/ 输出块和通信地耦合至输入/输出块的控制器。控制器可被编程为经输入/输出块将第一 信号施加至体内医疗器械的第一电极片的有源电极，且作为响应，确定与位于第一电极片 的有源电极和第一电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量。控制器还可被编程为经输入 /输出块将第二信号施加至体内医疗器械的第二电极片的有源电极，且作为响应，确定与位 于第二电极片的有源电极和第二电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量。此外，控制器 可被编程为使用与位于第二电极片的有源电极和第二电极片的接地电极之间的阻抗相关 的度量确定在第一电极片的有源电极和第二电极片的接地电极之间的漏电的估计值。
[0007] 本发明还公开了一种用于确定在体内医疗器械的第一电极片和第二电极片之间 漏电的方法，其中第一电极片与第二电极片相间隔，且其中第一电极片具有有源电极和间 隔的接地电极，且第二电极片具有有源电极和接地电极，其中第一电极片的接地电极被电 连接至第二电极片的接地电极。该方法可包括将第一信号施加至体内医疗器械的第一电极 片的有源电极，且作为响应，确定与位于第一电极片的有源电极和第一电极片的接地电极 之间的阻抗相关的度量。该方法还可包括将第二信号施加至体内医疗器械的第二电极片的 有源电极，且作为响应，确定与位于第二电极片的有源电极和第二电极片的接地电极之间 的阻抗相关的度量。此外，该方法可包括使用与位于第二电极片的有源电极和第二电极片 的接地电极之间的阻抗相关的度量确定在第一电极片的有源电极和第二电极片的接地电 极之间的漏电的估计值。此外，该方法可包括基于在第一电极片的有源电极和第二电极片 的接地电极之间的漏电的估计值补偿与位于第一电极片的有源电极和第一电极片的接地 电极之间的阻抗相关的度量。
[0008] 本发明还公开了一种系统，其可包括具有第一电极片和第二电极片的体内医疗器 械。第一电极片可与第二电极片相间隔。第一电极片可具有有源电极和间隔的接地电极。 第二电极片可具有有源电极和接地电极。第一电极片的接地电极可被电连接至第二电极片 的接地电极。控制单元可被耦合至体内医疗器械。控制单元可被编程为将第一信号施加至 体内医疗器械的第一电极片的有源电极，且作为响应，确定与位于第一电极片的有源电极 和第一电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量。控制单元还可被编程为将第二信号施加 至体内医疗器械的第二电极片的有源电极，且作为响应，确定与位于第二电极片的有源电 极和第二电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量。控制单元还可被编程为使用与位于第 二电极片的有源电极和第二电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量确定在第一电极片 的有源电极和第二电极片的接地电极之间的漏电的估计值以及基于在第一电极片的有源 电极和第二电极片的接地电极之间的漏电的估计值补偿与位于第一电极片的有源电极和 第一电极片的接地电极之间的阻抗相关的度量。
[0009] 本发明还公开了一种用于测量一种物质的一部分的阻抗的方法。该方法可包括促 使电极组件的至少一部分与该物质相接触。电极组件可包括第一对双极电极，其包括第一 有源电极和第一接地电极；以及第二对双极电极，其包括第二有源电极和第二接地电极。第 一和第二接地电极可具有共用的接地。该方法还可包括测量在第一有源电极和接地之间的 阻抗以确定第一测量的阻抗。第一测量的阻抗可包括位于第一有源电极和第一接地电极之 间的目标阻抗以及在第一有源电极和第二接地电极之间的漏阻抗。目标阻抗和漏阻抗可根 据方程相关联：
[0010] (1/Mi) = (l/Z^ +d/Z^)
[0011] 其中，Mi为第一测量的阻抗，Zi为目标阻抗且Z12为漏阻抗。
[0012] 该方法还可包括测量在第二有源电极和接地之间的阻抗以确定第二测量的阻抗。 漏阻抗可基本上等于一个常数乘以第二测量的阻抗。该方法还可包括使用第一测量的阻抗 和第二测量的阻抗计算目标阻抗。
[0013] 另一个用于补偿阻抗测量的实例方法可包括提供电极组件，其包括具有第一对双 极电极的第一电极片、具有第二对双极电极的第二电极片和被耦合至第一电极片和第二电 极片的共用的接地。该方法还可包括用第一电极片测量阻抗以确定第一测量的阻抗。第一 测量的阻抗可包括目标阻抗和漏阻抗。目标阻抗和漏阻抗可根据公式相关联：
[0014] (1/Mi) = (l/Z^ +d/Z^)
[0015] 其中，Mi为第一测量的阻抗，Zi为目标阻抗且Z12为漏阻抗；
[0016] 该方法还可包括用第二电极片测量阻抗以确定第二测量的阻抗。漏阻抗可基本上 等于一个常数乘以第二测量的阻抗。该方法还可包括使用第一测量的阻抗和第二测量的阻 抗计算目标阻抗。
[0017] 上面有关一些实施例的概述并不旨在描述本发明的每个所公开的实施例或每个 实施方式。下面的附图及【具体实施方式】更具体地举例说明了这些实施例。
【附图说明】
[0018] 图1A示出用于重建组织的实例系统的简化示意图。
[0019] 图1B为导管的实例可扩张装置的立体图。
[0020] 图1C为图1B所示的可扩张装置在展开形态中的俯视图。
[0021] 图1D和1E为实例可扩张装置的立体图。
[0022] 图1F为实例可扩张装置的立体图。
[0023] 图2A为实例电极组件的俯视图。
[0024] 图2B为图2A的局部截面视图A-A。
[0025] 图2C为图2A的局部截面视图B-B。
[0026] 图3A-3D为具有多个电极片的各种实例电极组件的俯视图。
[0027] 图4A-4C为具有单个远端电极片的各种实例电极组件的俯视图。
[0028] 图5A-5F为具有单个近端电极片的各种实例电极组件的俯视图。
[0029] 图5G-I为各种实例单极电极组件的俯视图。
[0030] 图6为用于重建身体通路的图1A所述系统的横截面视图。
[0031] 图7-10示出温度曲线的各种非限制性实例。
[0032] 图11和12示出通过比较温度曲线的某些非限制性实例得到的实验结果。
[0033] 图13和14示出控制回路的一个实施例。
[0034] 图13A示出控制回路的另一个实施例。
[0035] 图15示出用于电极的温度随时间变化的一个非限制性实例。
[0036] 图16-23示出在治疗期间与八个电极相关联的各种属性的一个非限制性实例。
[0037] 图24A-24F为来自治疗的一个实施例的实例截屏。
[0038] 图25-30示出评估用于肾脏去神经术的效力和安全性的一个实验。
[0039] 图31和32示意性地示出与两个电极相关联的实例治疗区。
[0040] 图33示出包括位于身体通路中的电极阵列的可扩张球囊。
[0041] 图34-38示出除了其他以外评估通过电外科手术在紧邻肾动脉的组织中创建的 治疗区的范围的实验。
[0042] 图39-41示出在RF治疗期间使治疗区重叠的一个实例。
[0043] 图42和43示意性地示出包括用于刺激和测量神经信号的电极的导管的可扩张装 置。
[0044] 图44和45示意性地示出在治疗前和在接收至少一些治疗后的神经反应信号。
[0045] 图46示出可扩张球囊的一个实施例。
[0046] 图47-50B示出肾脏去神经治疗的方法的实施例。
[0047] 图51为实例医疗器械的一部分的示意图。
[0048] 图52为实例医疗器械的一部分的示意图。
[0049] 图53为实例控制单元的示意图。
【具体实施方式】
[0050] 对于下面定义的术语而言，这些定义应是适用的，除非在权利要求中或本说明书 的其他地方给出了不同的定义。
[0051] 在本文中，不论是否明确指出，所有数值都被假定为可用术语"大约"进行修饰。术 语"大约"通常是指本领域的技术人员将认为等同于所引用的值的一个范围内的值（即，具 有相同功能或结果）。在许多情况下，术语"大约"可包括被四舍五入至最近的有效数字的 数值。
[0052] 经端点表述的数值范围包括在该范围中的所有数字（例如，1至5包括1、1. 5、2、 2. 75、3、3. 80、4 和 5)。
[0053] 如在本说明书和所附权利要求中所使用的，单数形式"一"、"一个"以及"该"包括 复数对象，除非内容另外明确指出外。如在本说明书和所附权利要求中所使用的，术语"或" 通常是以包括"和/或"的含义而进行使用的，除非内容另外明确指出外。
[0054] 要注意的是在本说明书中对"一个实施例"、"一些实施例"、"其他实施例"等的参 照表示所描述的实施例可能包括一个或多个特定的特性、结构和/或特征。然而，这种叙述 不一定表示所有实施例均包括特定的特性、结构和/或特征。此外，当结合一个实施例描述 特定的特性、结构和/或特征时，应理解的是不论是否明确地进行描述，这种特性、结构和/ 或特征也可与其他实施例结合使用，除非明确地说明与此相反以外。
[0055] 应参照附图阅读下面的详细描述，其中在不同的附图中相似的元件具有相同的编 号。不一定是按比例绘制的附图描述了说明性实施例且不旨在限制本发明的范围。
[0056] 医师使用导管来进入身体内部组织并通过改变身体内部组织，特别是在体腔（诸 如血管）内或周围的身体组织，而影响治疗。例如，球囊血管成形术和其他导管通常用于打 开已因动脉粥样硬化性疾病而变窄的动脉。
[0057] 导管用于在患有难治性高血压的患者体内通过RF能量治疗进行肾脏去神经术 (renaldenervation)。这是一个较新的程序，已发现其在治疗高血压的方面为临床有效 的。在该程序中，将RF能量施加于肾动脉壁上以减少邻近肾动脉的交感神经系统的过度活 化（其通常为慢性高血压的原因）。已发现该程序在一些情况下是成功的，但也与明显的疼 痛相关联，且现有的治疗对于医师来说既较难精确地进行也相当耗时。
[0058] 另一个影响许多患者的情况为充血性心脏衰竭（"CHF")。CHF是当心脏受损且至 身体器官的血流减少时所发生的情况。如果血流充分减少，肾功能则为之改变，这产生了流 体潴留、异常的激素分泌和血管收缩增加。这些结果增加了心脏的工作负担并进一步地降 低了心脏通过肾脏和循环系统栗送血液的能力。
[0059] 据认为，肾脏逐渐减小的灌注是使CHF的恶性循环长存的主要的非心脏的原因。 例如，随着心脏努力地栗送血液，保持或减少了心输出量且肾脏保存了流体和电解质来保 持心脏的心搏量。所产生的压力增加进一步地使心肌超载，从而使心肌必须更努力地工作 以对抗更高的压力进行栗送。随后，已经受损的心肌进一步地通过所增加的压力而受压和 受损。除了加剧心脏衰竭外，肾衰竭会导致恶性循环并进一步地恶化肾功能。例如，在上述 的前向流动性（forwardflow)心脏衰竭（收缩性心力衰竭）中，肾脏变得缺血。在后向性 (backward)心脏衰竭（舒张性心力衰竭）中，与肾静脉高血压相比，肾脏变得充血。因此， 肾脏会使其自身的衰竭恶化。
[0060] 肾脏的功能可归为三大类：过滤血液并排泄通过身体的新陈代谢所生成的废物； 调节盐、水、电解质及酸碱平衡；并分泌激素来保持生命器官的血流。在不具有正常运转的 肾脏的情况下，患者将经受水潴留、减少的尿流和在血液和身体内废物毒素的累积。这些情 况是由减少的肾脏功能或肾脏衰竭（肾衰竭）所导致的且认为是会增加心脏的工作负担。 在CHF患者体内，随着由于不正常运转的肾脏而使流体潴留并导致血液毒素的累积，肾衰 竭将使心脏进一步恶化。所导致的高血压也对脑血管疾病和中风的发展具有引人注目的影 响。
[0061]自主神经系统是以可变程度影响几乎每个器官和生理系统的神经网络。大体上， 该系统是由交感神经和副交感神经所组成的。例如，至肾脏的交感神经沿脊柱和神经链的 神经节内或腹腔神经节内的和突触横穿交感神经链，然后继续经在"肾神经"内的节后纤维 使肾脏受神经支配。在肾神经内，沿肾门（动脉且在一定程度上为静脉）行进的是节后交 感神经和源于肾脏的传入神经。源于肾脏的传入神经在后根内行进（如果其为疼痛纤维） 并进入前根，如果其为感觉纤维，则随后进入脊髓并最终进入大脑的专门区域。传入神经、 压力感受器和化学感受器将信息从肾脏经大脑传递回交感神经系统；其消融或抑制至少部 分地是造成肾神经消融或去神经或部分中断后血压改善的原因。已提出并部分地经实验证 明压力感受器在颈动脉窦水平下的响应是通过肾动脉的传入神经所调节的，从而使肾动脉 传入神经响应的损失减弱劲动脉的压力感受器的响应以造成动脉血压中的变化（American J.PhysiologyandRenalPhysiology279:F491_F501，2000,其公开内容通过引用并入本 文）。
[0062]在动物模型中已确定心脏衰竭情况导致肾脏的异常高的交感神经激活。在肾交感 神经活动力的增加导致从身体所移除的水和钠减少，以及增加的肾素分泌，其刺激从肾上 腺进行的醛固酮分泌。肾素分泌的增加会导致血管紧缩素II水平的增加，其导致供给肾脏 的血管收缩以及全身的血管收缩，所有这些均导致肾血流量的降低和高血压。交感肾神经 活动力的降低，例如，经去神经支配而实现的，可使这些过程反转且事实上已在临床上进行 了证明。
[0063] 由于患者高血压，交感神经的超速传动促成CHF的发展和进展。与那些具有原发 性高血压的那些相比，从肾脏和心脏外溢至静脉血浆的去甲肾上腺素比CHF患者中的水平 更高。慢性交感神经刺激使心脏过度工作，这直接地是由于心脏增加了其输出，且间接地是 由于收缩的脉管系统表现出心脏需对抗其进行栗送的较高的阻力。随着心脏张紧以栗送更 多的血液，左心室的质量增加且发生心脏重塑。心脏重塑导致心脏的异质性交感神经激活， 其进一步地破坏心脏收缩的同步性。因此，重塑最初有助于增加心脏的栗送，但最终减少了 心脏的效率。左心室功能的降低进一步激活了交感神经系统以及肾素-血管紧缩素-醛固 酮系统，这促使了从高血压至CHF的恶性循环。
[0064] 本发明的实施例涉及通常用于治疗靶组织的功率生成和控制器械，从而实现治疗 效果。在一些实施例中，靶组织是含有或紧邻神经的组织，其包括肾动脉和相关联的肾神 经。在其他实施例中，靶组织是内腔组织，其还进一步地包括患病组织，如在动脉疾病中所 发现的。
[0065]在本发明的另一个示例性实施例中，以目标剂量输送能量的能力可被用于神经组 织，从而实现有益的生物反应。例如，已知慢性疼痛、泌尿功能障碍、高血压和各种各样的其 他持续病症已知会通过神经组织的操作受到影响。例如，已知可能对药物没有反应的慢性 高血压可通过停止紧邻肾动脉的过度的神经活动来改善或消除。也已知神经组织并不天然 地拥有再生特征。因此，可通过使神经组织的传导路径断裂而有利地影响过度的神经活动。 当使神经传导路径断裂时，特别有利的是避免损害邻近的神经或器官组织。用于指导和控 制能量剂量的能力非常适合于神经组织的治疗。无论是在加热还是在消融能量剂量时，如 本文所描述和公开的精确控制能量的输送可被引导至神经组织。此外，能量的定向施加可 足以靶准神经而无需与其实现精确接触，如当使用典型的消融探针时所需要的。例如，可在 足够高的能使神经组织变性的温度下施加偏心加热，而不会导致消融并且无需穿透内腔组 织。然而，将本发明的能量输送表面配置成穿透组织并以类似于消融探针的方式输送消融 能量也是可取的，其中通过电力控制和发电器械控制精确的能量剂量。
[0066]在一些实施例中，去神经治疗的效力可通过在治疗之前、期间和/或之后进行测 量的方式进行评估，从而使治疗的一个或多个参数适合于特定的患者或识别进行额外的治 疗的需要。例如，去神经系统可包括用于评估治疗是否已引起或正在引起在靶或紧邻组织 中的神经活动力的降低的功能，其可能提供用于调整治疗参数或指出进行额外的治疗的必 要性的反馈。
[0067]虽然本发明集中于在脉管系统中使用该技术，但该技术也将有益于其他内腔组 织。可使用本发明的其他解剖结构为食道、口腔、鼻咽腔、咽鼓管和鼓室、大脑的窦、动脉系 统、静脉系统、心、脏、喉、气管、支气管、胃、十二指肠、回肠、结肠、直肠、膀胱、输尿管、射精 管、输精管、尿道、子宫腔、阴道腔和子宫颈管。
[0068] 系统概沐
[0069] 图1A示出用于在身体通道内进行治疗的系统100。系统100包括控制单元110。 控制单元110可包括用于将RF能量输送至导管装置120的RF发生器。在共同转让的美 国专利申请公开号US2012/0095461中公开了可与本文所公开的实施例一起使用的示例 性控制单元和相关联的能量输送方法，该专利通过引用并入本文。在共同转让的专利号为 7, 742, 795且题为"用于动脉粥样硬化和其他靶组织和/或结构的选择性治疗的调谐RF能 量"的美国专利号为7, 291，146且题为"动脉粥样硬化材料的可选的偏心重建和/或消融" 的美国专利以及公开号为2008/0188912且题为"用于在身体组织上诱导所需的温度效应 的系统"的美国专利，其全部的公开内容均以引用并入本文。在一些实施例中，特别是在一 些利用单极能量输送的实施例中，系统还可包括可与导管装置关联的接地/共用电极，电 性联接至控制单元110的单独极板，或者或以其他方式与系统100相关联。
[0070] 在一些实施例中，控制单元110可包括处理器或以其他方式被联接至处理器以控 制或记录治疗。典型地，处理器将包括计算机硬件和/或软件，其常包括一个或多个可编程 处理器单元，运行用于实施本文所述的实施例和方法中的一个或多个中的一些或所有的机 器可读程序指令或代码。代码通常将体现在有形介质中，如存储器（可选地为只读存储器、 随机存取存储器、非易失性存储器等）和/或记录介质（如软盘、硬盘驱动器、CD、DVD、非易 失性固态存储卡等）。也可经网络连接（如无线网络、以太网、因特网、内联网等）将代码 和/或相关联的数据和信号传输至处理器或从处理器传输，代码中的一些或全部也可经由 一个或多个总线在导管系统的组件之间并在处理器内进行传输，且在处理器中将通常包括 合适的标准或专有的通信卡、连接器、电缆等。处理器通常可被配置成至少部分地通过用软 件代码对处理器进行编程而进行本文所描述的计算和信号传输步骤，软件代码可被写成单 个