如何良好地穿透组织的。100%的值表示在2mm深度的面积和表面面积是相等的。 最后一个度量为穿透深度乘以2mm处的毁损灶的宽度并除以表面处的面积。该数字提供了 关于毁损灶大体形状的信息以及能量是否趋于沿径向从电极进行传播或穿透组织。100% 的值表示毁损灶大小的横截面积等于毁损灶表面的大小。
[0184] 在仔细审查所有实验数据后，决定中等增强的上升曲线是用于某些实施例的最好 的温度上升算法，然而，其他目标温度曲线也可结合本发明所公开的实施例而适合地进行 使用。
[0185] d.控制算法
[0186] 图13和14示出一种用于基于目标温度曲线（如上面所述和在图7-10中所示的那 些)或其他曲线控制电外科装置(如上面所述以及在图1-6中所示的那些或其他装置）的能 量施加方法的一个实施例。控制方法可使用图1所示的控制单元110和/或控制软件的处理 功能予以执行，如上面进一步详细描述的或以其他方式进行。在至少一些实施例中，控制方 法提供了在装置的各种治疗位点进行温度或其他治疗参数的精细调节，同时利用相对简单 并稳健的能量发生器以同时对单个输出设置(例如，电压)下的电极中的几个或其他输送位 点中的几个进行通电，其可使系统的成本、大小和复杂性最小化。控制方法可在治疗的任何 时间段期间使与目标温度或其他治疗参数的偏离最小化，并因此使对能量发生器的需求 (例如，电压需求)中的变化最小化。
[0187] 在一些实施例中，将需要基于目标温度曲线（如上面所述的那些)来调节RF或其他 能量的施加，以提供避免施加高的瞬时功率的温和且受控的加热以及在微观水平上的相关 联的组织烧灼或其他损害，其可能不合意地导致热阻挡或以其他方式导致在装置/组织界 面的热传导和热传递中的净减少。换句话说，通过避免温度中较大的摆动和所产生的较大 量的能量的瞬时施加以重建在目标温度附近的温度，可保留紧接界面位置处的组织完整 性。组织干燥可导致热传导性的净损失，导致减少将能量越过电极/组织界面温和地输送至 靶组织以进行治疗的有效转移。
[0188] 本领域的技术人员将理解虽然已提出图13和14的特定的控制方法是用于在上面 已描述的特定的电外科装置的背景下进行说明，但这些控制方法和类似的方法仍可有益地 被施加至其他电外科装置。
[0189] 通常，图13和14的控制方法的实施例力求将各种治疗部位保持在预定的目标温度 上，如图7-10的目标温度曲线中的一个上。在该实施例中，这主要是通过调节RF发生器的输 出电压并确定在给定的时间段要对哪些电极进行通电（例如，通过在那个周期内打开或关 闭特定的电极)而完成的。
[0190] 发生器的输出设置和电极的切换可通过考虑所测量的温度以及之前期望输出设 置的反馈回路进行确定。在特定的治疗周期(例如，治疗的25毫秒的时段)期间，电极中的每 一个可被识别为三个状态中的一个:关闭、通电或测量。在一些实施例中，如果满足一定的 标准，电极将仅处于通电和/或测量状态中（通电的电极可能也正在进行测量），其中默认的 电极状态被关闭。已被识别为通电或测量电极的电极可能在该周期的一部分内或在整个周 期内具有施加的电压或检测温度信号。
[0191] 对图13和14的控制回路实施例进行设计以保持尽可能多的候选电极尽可能地接 近目标温度，且同时使温度变化最小化，并因此使不同治疗周期的电压需求中的变化最小 化。图15示出用于电极的4个治疗周期的示例性时间/温度图，其示出了保持目标温度的控 制算法的一个实施例。
[0192] 现在将详细地描述图13和14的控制回路实施例。
[0193] 如在步骤1300所指出的，每个电极被初始设置为关闭。在步骤1302，电极中的一个 被指定为用于该治疗周期的主电极。如下面进一步详细讨论的，在治疗期间，所指定的主电 极将因治疗周期的不同而发生变化(例如，通过所有可用的电极的周期）。可通过访问查找 表或使用用于识别主电极和根据不同的治疗周期改变选择的任何其他合适的功能确定将 哪个电极指定为主电极。
[0194] 在步骤1302,也可将附加电极指定为候选的电极以用于在该治疗周期内进行通电 和/或测量。对于该治疗周期而言，指定的附加电极可凭借相对该治疗周期所指定的主电极 的某些关系或缺少某些关系而为候选的。
[0195] 例如，在一些双极电极的实施例中，在电外科装置上的电极中的一些可按一种方 式进行布置，从而如果在治疗周期内同时对主电极和那些附加电极进行通电，则可能在主 电极和那些附加电极之间存在电流泄漏，其可能不合意地导致对相关联的热感测装置所进 行的温度测量的干扰、在每个电极输送的能量量的不准确性或其他不良后果。例如，在图IC 中所示的实施例中，如果电极片150c被指定为主电极，则可能考虑不将具有紧邻或接近电 极片150c的正极的负极的电极片150d和170d作为用于该特定治疗周期的测量和/或通电的 候选，这是因为其邻近所指定的主电极引起泄漏。此外，在这个实施例中，可考虑不将具有 紧邻或接近电极片150c的负极的正极的电极片150b作为候选者，这是因为其也是邻近所指 定的主电极引起泄漏。此外，在该特定的实施例中，也可考虑将电极片170b作为非候选者， 这是因为其位于与引起泄漏的邻近电极片150b相同的柔性结构上。最终，在该特定的实施 例中，将考虑将电极片150a和170a作为候选者，这是因为他们邻近非候选。
[0196] 作为另一个非限制性实例，在一些单极电极实施例中，候选电极为单极电极，具有 与和主电极相关联的电路的一个或多个测量或估计特性类似的测量或估计电路特性。换句 话说，在一些单极系统中，可能仅希望同时对单极电极进行通电，其中单极电极限定大致与 通过主单极电极所限定的电路(例如，通过单极电极、共用电极和通过患者组织的路径所限 定的电路)相类似的电路。在一些情况下，这可便于在通电期间实现电流的均匀性。在其他 实施例中，预定的表格或其他列表或关联将基于当前的主电极确定哪些电极是候选电极。
[0197] 在至少一些实施例中，将断开与非候选电极相关联的开关以将非候选电极与系统 电路的其余部分相隔离。在至少一些实施例中，该切换也可或替代地用于另外使可用于通 电的可用电极对的数量最大化，其条件是在电极对之间的共用接地不受切断的影响。
[0198] 在其他实施例中，电外科装置可被配置成避免发生泄漏的可能性或以其他方式考 虑这种泄漏，且因此，装置的所有电极可以是用于在治疗周期内进行通电和/或测量的候 选。
[0199] 在一些实施例中，将电极指定为主电极、候选或非候选可通过序列矩阵或阵列中 的查找表而确定，其识别每个电极的状态以及指定主电极的顺序。在一个非限制性实施例 中，主电极指定沿周向通过近侧电极并随后沿周向通过远侧电极（例如，在图IC中，顺序可 以是170a、b、c、d，150a、b、c、d)进行循环。然而，也可使用任何模式或其他方法，包括优化与 序列中的下一个之间的距离、序列中的下一个的接近性或分布的均匀性的那些。
[0200] 在一些实施例中，附加条件可导致将在一个特定的治疗周期和/或治疗的其余时 间内将特定的电极设置为关闭。例如，如下面所讨论的，在治疗期间，可允许高达4°c的温度 过冲(例如，即使这种过冲导致了电极不被通电，电极也不一定被设置为关闭且仍可用于测 量）；然而，在至少一些实施例中，如果八个连续的治疗周期测量到特定电极的温度过冲，该 电极将被设置为在治疗的其余时间内关闭，这使得治疗另外继续且不会以其他方式改变控 制回路的过程，如下面所讨论的。
[0201] 在步骤1304,确定用于主和其他候选电极中的每一个的目标电压。在这个特定的 实施例中，用于特定电极的目标电压可基于与该电极的治疗部位相关联的温度误差以及为 该电极所计算的上一次的目标电压(虽然不一定会被施加)而进行确定。可通过测量在治疗 部位的当前温度(例如，利用与接近该治疗部位的电极相关联的热传感装置)并确定在治疗 中瞬时所测量的温度和目标温度之间的差异而计算出温度误差。
[0202]本领域的技术人员将理解，虽然该特定实施例被描述为使用电压作为控制变量， 但功率也可被用作电压的替代以作为控制变量，例如，基于功率和电压之间已知的关系（即 功率等于电压乘以电流或阻抗）。
[0203]图14示出用于确定电极的目标电压的子程序的一个实施例。在140 2，通过从实际 温度(T)(例如，通过与该电极相关联的热敏电阻所测量的）减去在该时刻的目标温度(Tg) 计算与目标(Te)的温度误差。在1404,确定在1402所计算的温度误差是否大于4°C(g卩，如果 目标温度为68°C，则确定热敏电阻所计算的温度是否大于72°C)。在1406,如果温度误差大 于4°C，子程序则在该治疗周期内将目标电压0分配给电极。如果温度误差不大于4°C，子程 序继续进行至1408并确定温度误差是否大于2°C。如果温度误差大于2°C，在1410,子程序将 该电极的上次分配的目标电压的75%的目标电压分配给电极。如果温度误差不大于2°C，在 1412，子程序可基于方程式向该电极分配目标电压：
[0204] V = KLVL+KpTe+Kirt-n secTe AVE
[0205] 其中：
[0206] V为目标电压；
[0207] Te为与目标的温度误差；
[0208] Vl为上次分配的电极电压；
[0209] Kl、Kp和Ki为常数；以及 [0210] η为0至t秒的范围内的时间值。
[0211 ]在一些实施例中，包括图14的实施例，所使用的方程式可以是：
[0213] 其中：
[0214] V为目标电压；
[0215] Te为与目标的温度误差；
[0216] Vl为上次分配的电极电压；
[0217] Kp为根据比例控制的常数；以及 [0218] Ki为根据积分控制的常数。
[0219]在一些实施例中，可能有利地是仅使用上次分配的电极电压以确定目标电压，而 非使用根据早前治疗周期的电压的平均值或电压，这是因为，在一些情况下，使用早前的电 压可能是造成重点为目标温度精密控制的实施例的计算误差的源头。
[0220] 返回图13，一旦确定了用于主电极和其他候选电极的目标电压，在步骤1306，则确 定用于主电极的目标电压是否大于0。如果否，在1308,则将用于该治疗周期的RF发生器的 输出电压设置为在1304确定的用于其他候选电极的最低目标电压。如果在1304确定的用于 主电极的目标电压大于〇,在1310,则将用于该治疗周期的RF发生器的输出电压设置为主电 极的目标电压。
[0221] 在步骤1312,具有大于0的目标电压的主和其他候选电极被识别为要进行通电的 电极。在可替代的实施例中，如果所确定的用于那些电极的目标电压比所设置的电压大6V， 则仅对除了主电极以外的候选电极进行通电。
[0222] 在其他的实施例中，如果所确定的用于那些电极的目标电压比所设置的电压大1、 5或10V，则仅对除了主电极以外的候选电极进行通电。
[0223] 在步骤1314,确定要通电的电极当前所在的温度是否大于68°C。在步骤1316,温度 高于68°C的那些电极被关闭或以其他方式防止对那些电极在该治疗周期内进行通电，并在 设置的电压对另外满足上述标准的那些电极进行通电。随后，另一个治疗周期开始，图13的 控制回路重复直到完成治疗。在一些实施例中，每个治疗周期与前一个和下一个周期不重 叠(例如，将在下一个周期的步骤开始前彻底完成图13的步骤），然而，在其他实施例中，周 期可能至少在一定程度上是重叠的。
[0224] 图16-23为采用Vessix系统进行肾脏去神经的治疗的温度（目标和实际的）和目标 电压随时间变化的图，其利用了图13所示的控制回路将装置的八个电极的实际温度调节为 目标温度曲线。应理解的是在这些图中画出的目标电压与被施加至电极的实际电压不同， 这是因为，如上所述，电极中仅一个的目标电压被用于设置每个治疗周期中施加的实际电 压。如在图16-23中所示，图13所示的控制回路起作用以精确地将在装置的每个电极的实际 温度保持在目标温度上。还如在图16-23中所示，在一些情况下，所测量的阻抗会随治疗过 程而减少(特别是在治疗的开始阶段），这反映了响应于高频RF能量，组织中的离子流动性 增加。
[0225]已通过实验证明当如上所述的温度控制的示例实施例，当被用作进行肾脏去神经 的Vessix系统的一部分时，其有效地降低了去甲肾上腺素 (NEPI)的浓度。在一个实验中，在 治疗后的第7和28天，评估用于肾脏去神经的Vessix系统在健康的幼年约克夏猪中的效力 和安全性，包括在治疗后的第7天评估肾脏的NEPI浓度水平。图25为概括了用于该特定实验 的研究设计的表格。组1和2的效力测量为在第7天对每只动物在经治疗的动脉对未经治疗 的对侧控制肾脏中的NEPI水平百分比减小。图26示出两组的NEPI百分比减小(按平均值+/-SD)。在研究期间，任何动物的体重、体况评分或临床病理学参数不具有显著的变化。总的来 说，在所有时间点上的各组的平均基线血管直径是类似的。对经治疗血管计算管腔径获得 (luminal gain)或损失(平均预剖检-平均基线直径），且当与未经治疗的动物的血管相比 时，其表现出类似的管腔径获得。在图27-30中示出在肾动脉治疗前和RF治疗后的第7天和 第28天的代表性的血管造影图像。经血管造影分析未检测到急性或慢性穿孔、剥离、血栓或 栓塞。
[0226] e.神经信号刺激和监测
[0227] 在至少一些上述实施例中或替代的实施例中，肾脏去神经治疗方法和系统可提供 神经信号的刺激以及对在紧邻所治疗的肾动脉的组织中的神经信号反应的监测。在一些情 况下，该神经活动的电记录图可提供对去神经治疗的效力的评估和/或提供调节治疗的反 馈。在至少一些实施例中，这种电记录图提供了神经活动是否存在和/或是否已关于测量基 线发生转换(例如，降低)的评估并且不涉及对紧邻肾动脉的神经组织的存在进行映射或量 化。
[0228] 在一个实施例中，用于输送去神经治疗的相同电极组件，如在图IC中所示的远侧 和近端侧电极片150a_d和170a_d上的双极电极对，也可被配置成刺激神经信号并监测神经 信号反应。例如，在近侧电极片150a_d中的一个上的近侧双极电极对中的一个可被用于刺 激神经信号，且在远侧电极片170a_d中的一个上的远侧双极电极对中的一个可被用于监测 神经信号反应。或者，远侧双极电极可用于刺激且近侧双极电极可用于监测。在这些或其他 实施例中，可通过轴向或周向相邻的电极对进行刺激和感测。
[0229] 具有如上文在图2A的背景下描述的大小、间隔、其他几何形状和其他特征的电极 222可足以刺激和监测神经信号，然而，在替代实施例中，电极可进一步地减少其大小和/或 其他特征可进行修改以提供较高的信号分辨率。也可对本文所述的系统和装置做出其他修 改以使对神经信号的刺激和(特别是)监测的干扰最小化。例如，在一些实施例中，系统电路 (如RF发生器的内部电路)的布局和/或与导管/柔性电路相关联的配线的配对、扭转和其他 特征可进行优化以减少电路的固有电容，从而提供减少的电磁通量。
[0230] 在替代实施例中，用于刺激和/或监测神经信号的电极可与用于输送能量治疗的 电极不同。刺激/监测电极可具有用于刺激/监测而优化的位置、几何形状和其他特征，且能 量输送电极可具有用于输送能量治疗而优化的位置、几何形状和其他特征。图42示出包括 用于输送能量治疗的电极(类似于图10所示的电极)和用于刺激和监测神经信号的单独的 电极(在这里，采用位于可扩张装置的远端和近端上的周向环形电极的形式）的导管的一个 实例。图43示出包括载有用于刺激和监测神经信号的环形电极的单独的近侧和远侧可扩张 装置的导管的一个实例。图42和43的电极中每一个可以是双极电极、单极电极或可构成在 近侧和远侧电极环之间的双极电极。如在图24D中所示，可在用户界面上示出电极的示意性 的表示以识别可用于进行通电的电极区，且可进一步地包括通过测量阻抗而指示足够的组 织对合。由于用户界面可按示意性的形式中示出电极配置，但应理解的是，示意图像不应受 限于在可扩张装置上存在的电极构造的类型。电极可以是环、双极对、点电极、轴向细长电 极等中的任何一个或多个。
[0231] 在单极实施例中，电极用作用于在治疗期间进行刺激和感测的正极，而单独的负 极则用作接地。负极可位于可扩张结构上，其位于导管本体的一个或多个点上或以接地片 的形式位于患者的体外。在单极构造中，信号处理和过滤(如下面进一步所描述的）为期望 选项，这是因为在能量输送和神经反应检测之间的幅度具有相对较大的差异。
[0232] 根据图IA所示和所述的控制单元110的RF发生器和其他电路可用于生成神经刺激 信号并监测反应，然而，在其他实施例中，单独的装置可与用于生成神经刺激和/或监测反 应的系统相关联。
[0233] 在一个实施例中，神经刺激可以是通过第一电极在约1秒或更短或约0.5毫秒期间 施加的约〇. IV至约5V或约0.5V的范围中的电压，随后则是脉冲宽度调制，其可冲击神经组 织以传播神经信号。脉冲信号可采用任何形式，其中方波就是一个实例形式，这是因为波形 式的快速通/断性质利用没有缓升或从峰电压有效地刺激了神经反应。
[0234] 可通过测量响应于刺激的神经信号的幅度、响应于刺激的神经信号的速度和/或 神经信号的分级幅度中的一个或多个来评估神经活动。在这里，分级幅度是指与治疗前基 线相比的神经传导信号的净减少和变化。预期治疗前信号将会具有较对较大的幅度和较平 滑的斜率过渡，而源于已接收至少一些治疗的神经的信号则被预期将会具有较对较低的幅 度和不那么平滑、突然或断裂的斜率过渡，这表示因治疗导致的中断的神经传导。这些测量 可通过测量在第二电极处的电压变化和/或在刺激和反应之间所测量的时间来确定，并且 在至少一些实施例中可