具有血管周围神经活性传感器的血管内导管的制作方法

具有血管周围神经活性传感器的血管内导管的制作方法
【专利摘要】一种用于血管周围的神经活性感测或测量的血管内导管，包括行进通过支撑式引导管(针引导元件)的多个针，该导管以开放端部围绕中心轴线括展以接触人体的肾动脉或其它血管的壁的内表面，从而允许针行进通过血管壁进入到血管周围空间中。系统还可包括用以限制和/或调节针的穿刺深度的机构。导管还包括对引导管提供径向和横向支撑的结构，以便引导管均一地开放并且在锋利的针行进以刺入血管壁中时抵靠血管壁的内表面保持其位置。导管的近侧端部处的注入腔和针中的开口的添加增加了消融性流体注入到血管周围空间中的功能性，以用于整合的神经发送和消融能力。
【专利说明】具有血管周围神经活性传感器的血管内导管 相关申请的交叉引用 本申请依据美国法典第35篇第120条要求作为在2013年10月25日提交的美国专利申请 14/063,907和在2013年10月25日提交的美国专利申请14/064,077的继续申请的权益。前述 优先权申请均通过引用以其整体并入本文。 技术领域 本发明涉及用以消融组织和神经纤维以治疗高血压、充血性心力衰竭和其它机能障碍 的装置的领域。 【背景技术】 已经认识到，肾交感神经的活性是原发性高血压的原因之一，原发性高血压也是高血 压的最常见形式。肾交感刺激可通过多种机理而导致高血压，这些机理包括肾素释放刺激 (其导致产生血管紧张素II，一种强效血管收缩剂），与醛固酮释放增大至少部分相关的钠 的肾重吸收增大（其增大血量，且因此使血压升高），以及同样导致血管紧张素II产生的肾 血流量降低。 从1930年代就已知肾动脉外层中或附近的交感神经的损伤或者消融能够明显降低高 血压。后退到如1952年，已经在动物试验中将乙醇用于组织消融。特别地，Robert Μ· Berne 在 Am J Physiol，1952 年 10 月，171 :(1)148-158 发表的 "Hemodynamics and Sodium Excretion of Denervated Kidney in Anesthetized and Unanesthetized Dog"记载了 将乙醇施加到狗的肾动脉外侧以产生去神经化。 消融肾交感神经以治疗药物耐受性高血压现在是一种得到验证的方案[371^1丨(^七7-HTN-2In Vestigat0rs，LanCet 2010]。为使得手术成功，需要消融肾神经以便显著削弱其活 性。消融手术的一个缺点在于执行手术的医生无法在手术本身期间确定消融已经成功完 成。其原因在于在手术期间无法目测神经；因此，手术只能以"盲"的方式执行。消融手术是 侵入性的，需要对股动脉执行导管插入术，将导管推进到肾动脉中，投放碘化造影剂，以及 进行射线照射。此外，利用现用装置成功的手术还远不能普及。在使用射频消融的随机化受 控临床试验中，16%的患者未能实现收缩压的甚至lOmmHg降低，并且61 %的患者未实现〈 140mmHg的目标收缩压[Symplicity-HTN_2Investigators，Lancet 2010] 〇 该手术必须在导管室或者手术型套房中执行。如果在手术期间能够评估手术成功性， 则将增强该侵入性手术的利弊以及其成本效益。在手术期间评估手术在技术上的成功率将 允许医生执行附加的消融尝试和/或根据需要调整技术，这进而会提高效力，并且减少了对 产生额外费用以及对患者产生风险的使患者再次接受第二手术的需求。肾交感神经消融手 术的期望效果在于降低血压，从而随之降低对于慢性抗高血压药物治疗的需要。由于治疗 的血压降低效果并不立即发生，在导管室中测量的血压也不能作为对手术的技术成功性的 指示。 当前，消融肾脏交感神经有两种基本方法:通过射频或者超声能量传送引起的基于能 量的神经损伤以及化学神经松解术。两种方法均要求导管经皮插入到肾动脉中。基于射频 的方法将射频能量传输通过肾动脉壁，以消融包围血管的肾神经。化学神经松解术使用小 规格的针穿过肾动脉壁，以将神经松解剂直接注入到围绕血管的外膜区域和/或外膜周围 区域，这也是进入和离开肾的肾交感神经(即，传入和传出神经)所处的部位。 用于肾去神经化的近期技术包括使用射频或者超声能量的能量传送装置，诸如 Simplicity?(Medtronic，美敦力公司）、EnligHTN?( St .Jude Medical，圣犹达医疗）以及 Covidien公司的One Shot系统，所有这些都是射频消融导管。使用现有的RF消融技术以从 肾动脉内部引起交感神经的去神经化存在潜在危险。从肾动脉的内衬（内膜)向动脉外壁施 加射频能量的短期并发症和长期后遗症并未被清楚确定。在肾动脉内施加的该类型能量结 合透壁肾动脉损伤可能导致晚期狭窄症、血栓症、肾动脉痉挛、碎片在肾实质内的栓化，或 与肾动脉热损伤相关的其它问题。此外，还可能存在交感神经消融的不均匀和不完全，特别 地，如果肾动脉内膜中存在解剖异常，或者动脉粥样硬化或纤维化疾病，其结果是存在射频 能量的非均质传送。这可能导致治疗失败，或者需要附加的且危险的射频能量水平来消融 沿着肾动脉外膜平面延伸的神经。类似的安全性和有效性问题也可能是与使用超声相关的 问题。用于射频传送的该Simplicity?系统也不允许肾交感神经纤维的有效周向消融。如果 周向射频能量从肾动脉内以环形段施加（在内膜表面施加能量以损伤外部外膜层中的神 经），这可能因对内膜、中膜和外膜的周向及透壁性热损伤而导致更高的肾动脉狭窄的风 险。最后，使用射频消融"烧恪"肾动脉内壁会是极其痛苦的。射频消融肾去神经化手术的长 持续时间要求镇静剂，并且有时要求极高剂量的吗啡或者其它鸦片剂，以及接近于全身麻 醉的麻醉，以控制与血管壁的重复烧熔相关的剧烈疼痛。这对于从肾动脉内部操作的任何 基于能量的系统尤其难以实施，因为作为痛神经的C-纤维位于动脉的中膜层中或附近。由 此，对于使用基于射频的肾交感神经去神经化的目前方案，存在许多显著限制。类似的限制 也适用于超声或者其它能量传送技术。 Seward等人在美国专利6，547，803和7，666，163中描述了 Bullfrog?微量注射导管，其 使用可臌胀弹性球囊来使单个针扩展抵靠血管壁，能够用于注入化学消融性溶液，诸如胍 乙啶或者乙醇，但其需要多次施加，因为那些专利并未记载或预期消融性物质围绕血管整 个圆周的周向传送。Seward所示的最大针数是两个，并且Bullfrog?)的双针型将难以微型化 以安装通过小型引导导管以被用在肾动脉中，特别地，如果使用具有足以刺穿到外膜周围 的长度的针。如果使用仅一个针，则在导管末端处的任何装置的受控且准确旋转至多是困 难的，并且如果后续注入未被均匀隔开，则可能存在风险。该装置也不允许神经消融剂的准 确、受控且可调节的传送深度。该装置也可能具有关于可使用的针的长度的物理约束，从而 限制了将药剂注入到足够深度的能力，特别是在具有增厚内膜的患病肾动脉中。所有这些 限制会导致不完全去神经化以及治疗失败。Bullfrog?的另一限制在于球囊在肾动脉中的 膨胀会因球囊损伤动脉的内膜和中膜而引起瞬时肾缺血并可能引起后期血管狭窄，以及导 致内皮细胞剥蚀。 Jacobson和Davis在美国专利6,302,870中记载了一种用于将药物注入到血管内壁中 的导管。虽然Jacobson包括了多个针向外扩展的构思，每个针具有柄部以限制针刺穿到血 管壁内，其设计依赖于在远侧端部上具有针的管的旋转以允许形成向外弯曲形状。显示为 附接在针的远侧端部的近侧短距离处的小圆盘的柄部设计具有固定直径，这将装置的总直 径增大为柄部直径的至少两倍，从而如果柄部的直径足够大以止挡针的穿刺，这将明显加 大装置直径。使用具有比管更大的直径的柄部增大了装置轮廓，并且还阻止针完全向后退 回到其从中出来的管状轴内，而使针暴露并且可能地会发生意外针刺伤害。对于肾去神经 化或者心房颤动应用，需要的导管长度将使得这种旋转难以控制。另外，限制穿刺的柄部距 针的远侧端部固定距离。关于穿刺深度不存在内置调节，而如果希望选择性地对准血管中 的具体层或者如果需要一直刺穿至具有不同壁厚的血管中的外膜外侧的组织体积，穿刺深 度的调节将是重要的。Jacobson也没有展望使用注入导管用于去神经化。最后，Jacobson的 专利的图3示出了在可扩展针上的护套，而无导丝，并且护套具有开放的远侧端部，这使得 更加难以行进通过血管系统。另外，由于柄部，如果针完全地撤回到护套内，则其会卡在护 套中，而难以推出。这一系统的复杂性还会导致不充分或者不完全的肾去神经化。 McGuckin在美国专利7，087，040中描述了一种肿瘤组织消融导管，其具有三个可扩展 尖齿以用于离开单个针的流体的注入。尖齿向外扩展以刺穿组织。McGuckin的装置具有开 放的远侧端部，这不提供保护以防止来自锋利的尖齿的不慎针刺伤。另外，McGuckin的装置 依赖于成形的尖齿具有足够强度，以便其能够向外扩展并且刺穿组织。为实现这种强度，尖 齿的直径将必需是大的，从而当流体注入用于肾去神经化应用之后尖齿将后退退回时，将 经常发生严重的血管外出血。另外，不存在可行的穿刺限制机构以能够可靠地设定远侧开 口从尖齿相对血管内壁的穿刺深度，也不存在用于这种深度的预设调整。对于治疗肝脏肿 瘤的应用，尖齿的连续可调节深度会是有意义的，因为可能需要在若干深度处多次注入。然 而，对于肾去神经化，当选择所使用的装置时，能够准确调节深度或者具有穿刺深度的选择 是重要的，以便消融性流体的注入不会太浅而损伤肾动脉的中膜，或者过深而由此错过在 肾动脉的外膜层中的或者外膜层周围的神经。 Fischell等人在美国专利申请13/216,495、13/294,439和13/342,521中记载了使用可 扩展针来将消融性流体传送到靶标血管的壁中或深入到靶标血管的壁中的多种方法。这些 申请中的每个由此通过引用以其整体并入。存在13/216,495、13/294,439和13/342,521申 请的两种类型的实施例，即其中针单独向外扩展而无来自任何其它结构的支撑的实施例， 和其中具有充当引导元件以在针行进到靶标血管的壁中时支撑针的引导管的实施例。针单 独设计的限制在于，如果使用足够小直径的针以避免穿刺血管壁之后的失血，则针可能太 脆弱而不能够可靠且均一地扩展到其期望位置。在一个实施例中，使用绳或者丝线将针连 接在一起，在该方面有所改进。如在Fischell的申请13/294,439和13/342,521中描述的，使 用引导管极大地改进了该支撑，但没有支撑的引导管本身依靠其本身的形状来确保其均一 地扩展并适当地对中导管的远侧部分。没有可预测的导管对中和引导管扩展，实现至目标 深度的准确且可重现的探针穿刺会是有挑战性的。新近在美国专利申请13/752,062中， Fischell等人描述了自扩展式和手动可扩展式消融装置，其具有支撑针引导元件/引导管 的附加结构。用于血管周围组织消融导管(PTAC)的13/752,062设计将在整个本公开中引 用。 尽管现有技术可能产生对围绕肾动脉的交感神经的消融且由此减少患者的血压，但现 有技术均未包括传感器或者附加系统以检测正被消融的交感神经的活性。这种测量将是有 利的，因为其能够关于消融手术的效用提供即时反馈，并指示是否需要附加的消融给药。例 如，如果神经仍是传导（电）活性的，则能够施用附加的能量传送或者附加的消融性流体传 送。 在技术上可行的是，使用多个方法在活体内直接或者间接地测量肾交感神经活性。这 种测量已经在有意识的自由小鼠[Hamza和Hall，Hypertension 2012]、狗[Chimushi等人， Hypertension 2013]和兔子[Doward等人，J Autonomic Nervous System 1987]中实施。 在Hamza和Hal进行的研究中，电极以外科手术方式直接装入在肾神经上并且保持就 位，同时进行多达5天的记录。肾交感神经活性的记录通过对停止状态和活性状态适当响应 的观察、硝普化钠和新福林对于血压的药理学控制以及通过神经系统的神经节阻滞得到证 实。Doward等人还使用电极的外科手术式放置来直接测量肾交感神经活性。肾交感神经活 性的记录通过对压力感受器激励、血管紧张素、中心及周围的化学受体的适当响应的观察 得到确认。在Chimushi的研究中，从肾动脉内激励肾交感神经，并基于对神经系统刺激的血 压响应来间接评估活性迹象。
【发明内容】
本申请公开了一种交感神经感测导管(SNSC)，感测血管周围的肾交感神经活性，并且 能够与非感测肾去神经化装置互补，而不论该装置是诸如Fischell的PTAC的化学装置或者 诸如SMPLICITY的能量传送装置，或者甚至当使用诸如手术干预的外部消融源、外部传送 的超声(Kona)时等等。 还公开了血管周围神经消融和感测导管(PNASC)，其能够输送消融性流体以在位于人 体血管的外层中或者超过外层的组织中产生周向损伤。PNASC还包括用于感测位于肾动脉 的外弹性膜外侧的交感神经的活性的传感器。 集成式PNASC的优点在于以对纯消融装置增加复杂性为代价节省了时间。SNSC要求单 独的肾去神经化装置，但其更大潜在市场是结合其它可能不太有效且不太可预测的肾去神 经化装置使用，诸如使用射频消融神经的那些装置。 与射频消融导管相比，使用以Fischell公开的现有技术导管或者本文公开的PNASC进 行血管周围注入的神经消融手术能够在相对较短时间中完成，并且还具有优点在于仅仅使 用单个一次性导管，而无附加的外部主要设备。还将允许使用如咪达唑仑(Versed)的短效 镇静剂，允许在消融之前将局部麻醉剂传送到外膜隙中，并且可以消除对用以降低或消除 患者不舒适和疼痛的大剂量麻醉药的需求，而这些在基于能量的消融手术期间是典型需要 的。 虽然PNASC使用的主焦点在于通过肾去神经化治疗高血压和充血性心力衰竭，但PNASC 能够感测交感神经活性，并且能够结合基于能量的肾去神经化装置使用以提高肾去神经化 的效用。 在一个实施方式中，SNSC和PNASC的许多结构可类似于Fischell等人在美国专利申请 13/752，062的图2至11中所示的手动可扩展的血管周围组织消融导管(PTAC)。特别地，SNSC 和PNASC能够使用与Fischell装置相同的用于引导管及针的近侧控制以及相同的引导管及 径向和横向支撑结构。SNSC的多个型式将被涵盖。在一个型式中，Fischell装置的具有远侧 注入针的注入器管由除其尖端之外被绝缘的实体锋利丝线替代。在第二实施例中，图2-10 中所示的PTAC结构将移去注入器针内的不透射线的丝线，而具有近侧绝缘丝线的电极将被 附接在注入针的远侧端部内。理想地，电极将由金或铂或其它不透射线的金属形成，以提高 射线不透性。将公开该结构的两种构造:在一个构造中，电极完全地位于注入针的腔中；在 第二实施例中，电极向远侧延伸超过注入器管的腔并形成至少部分锋利的针。每个近侧绝 缘丝线然后贯穿注入器管腔，进入内管的腔中，最后在SNSC的近侧端部处离开腔。在那儿， 丝线能够附接到用于测量神经活性以及识别指示已发生成功或者不成功的神经消融的变 化的电子模块。 PNASC的实施例将具有注入端口，诸如在注入器管中在电极的紧近侧的侧孔或者穿过 电极的纵向孔。这些孔允许从近侧注入端口注入的消融性流体从每个针的远侧端部流出到 血管周围间隙内。在近侧端部处，丝线能够通过注入端口的侧面退出，或者通过注入端口腔 向远侧退出，在注入端口腔中，Tuohy-Borst式配件将围绕丝线密封，Tuohy-Borst中的侧孔 用于消融性流体的注入。 具体地，如先前的Fischell的PTAC，PNASC是一种经皮引入导管，其具有两个或更多个 注入针用于消融性流体的传送。针从导管向外扩展并刺穿穿过肾动脉的壁，进入交感神经 所在的血管周围间隙中。 神经活性的感测可在位于针(PNASC)或者丝线(SNSC)的远侧端部附近或者远侧端部处 的成对传感器之间完成，或者在位于针/丝线的远侧端部附近或远侧端部处的传感器与共 地点之间完成。该共地点能够是PNASC/SNSC的外管的全部或一部分、位于PNASC/SNSC外侧 上的环、PNASC/SNSC的远侧鼻端的一部分或者整合的或者单独的导丝。共地点也可以是在 主体上装入在肾动脉部位之上的EKG电极。Fischell等人的PTAC设计具有将用作该共地点 的许多结构，包括固定导丝、锥形远侧区段、外管、管腔内对中机构、引导管或者引导管标示 带或者外管延长部。 优选实施方式将不具有共地点或者将使用EKG电极，因为这将允许更小直径的构造。 [0025] PNASC的另一实施例具有单独的但在注入针的远侧腔内的传感器。例如，如果在 Fischell的PTAC设计中位于注入针内的不透射线丝线被绝缘，并且其位于针的远侧端部内 的丝线尖端裸露以充当电极，则丝线本身将成为传感器。正如使用针作为电极的构思那样， 每个丝线将需要延伸到导管的近侧端部的金属接点（或丝线），在此，其将需要是可接触到 并且能够连接到外部设备的。另外将优选地，对注入针的远侧尖端的内侧进行涂覆，以防止 丝线尖端与金属针的内部短路。 另外设想利用单独的控制机构，这些丝线能够从注入针的远侧端部向远侧行进，进一 步行进到血管周围间隙中。 第三实施例能够具有一个或者更多个附加的可扩展结构，这些结构能够通过扩展且支 撑注入针的相同或分别的机构控制扩展而将锋利的绝缘丝线传送通过动脉壁到外膜周围 间隙中。例如，与Fischell等人在美国专利申请13/752,062所示的PTAC中的那些类似的四 个引导管能够从PNASC导管的轴向外扩展。然后，四个锋利结构将通过引导管行进通过肾动 脉壁，并进入到外膜周围间隙。结构中的两个能够是用于传送消融性流体的注入针，而两个 能够是用于感测消融的有效性的锋利丝线。优选地，传感器相对注入针在周向上偏离。在一 个双针实施方式中，该偏移是大约90°，而在三针实施方式中，该偏移是大约60°。此构造能 够是理想的，因为在双探针实施例中的传感器位于相对注入针的90°位置处，注入影响将最 小。换句话说，如果如在离消融点最远的点所感测的，神经被适当地破坏，则围绕消融环的 任何位置处的神经应被充分地消融。另外，可设想具有多于或少于4个刺穿结构的构造。 该类型的PNASC整合消融和感测系统也可以具有优于现代技术的主要优点：允许对位 于其在心脏左心房孔口附近或者孔口处的肺静脉的壁中的、或者在神经消融以治疗肺动脉 高压情况下位于肺动脉中的肌纤维和传导组织进行高效且可重复的血管周围周向消融。这 种消融可能会中断心房颤动(AF)和其它的心律失常。对于AF应用，神经和/或心肌细胞的电 活性的测量能够是关于AF消融手术的成功给出直接评估的有效技术。这一方案的其它潜在 应用，诸如肺动脉神经消融，或其它的，根据本专利的各种教导也可变得明显。 如同用于治疗高血压的早先Fische 11的发明，本申请的SNSC/PNASC公开了小直径导 管，其包括在远侧端部处或远侧端部附近具有锋利的注入针的多个可扩展注入器管，这些 注入器管通过引导管行进，导管被设计用于支撑针并引导针进入并通过靶标血管的内层。 虽然本申请集中于SNSC和PNASC的手动可扩展类型，但设想类似的电极能够用于Fischel的 先前设计的可自扩展类型。 本发明的PNASC还可以包括Fischell等人的PTAC申请13/752,062中的可自扩展和球囊 可扩展实施例中的原始特征中的任一个、组合或其全部特征，包括但不局限于： ?针引导元件/引导管，用以支撑可扩展注入针， ?机械支撑结构，用以支撑针引导元件， ?受限的导管内容积或者无效空间， ?在导管、引导管及探针上的不透射线的标识物， ?穿刺限制机构， ?穿刺深度调整机构， ?用于控制导管致动并包括注入端口的近侧手柄， ?注入器管和引导管之间的匹配的曲率半径， ?包括在消融之前的麻醉剂注入的方法。 本公开还预期使用非常小规格的针(小于25规格)来刺穿动脉壁，以便即使对准超出主 动脉、肺动脉或者静脉、或者肾动脉、或者前列腺尿道的外膜层的组织体积，针穿刺率也能 够是安全的。另外预期，远侧针能够是切割针或者取心针。利用切割针，注入出口 /远侧开口 端口能够是切入注入器管或者远侧针的侧面中在切割针的尖端的近侧的小注入孔(微孔）。 另外，可使用Huber型针。取决于要处理的血管直径以及注入的消融性流体在血管周围间隙 中扩散的能力，优选存在至少2个注入器管，但3至8个管会是更适当的。例如，在5-7mm直径 的肾动脉中，如果以酒精作为消融性流体，则3个探针应是起作用的。 本公开的PNASC的优选实施例将使用乙醇作为消融性流体，这是因为该流体是疏气的、 吸湿性的、亲脂性的，并且迅速地扩散在血管周围间隙中。因此，需要仅3个探针来产生该消 融剂的周向传送，这允许使用小直径装置。另外设想，乙醇或者另一酒精加上另一神经毒性 剂的使用也可增强消融剂在血管周围间隙中的扩散。 虽然本公开将示出SNSC和PNASC两者包括固定的远侧导丝，但设想单独的导丝能够结 合设计成丝线上构造或快速交换构造的导管使用，在丝线上构造中，导丝腔延伸过导管的 整个长度，而在快速交换构造中，导丝在位于导管的远侧端部在近侧上至少l〇cm的近侧导 丝端口处退出导管主体，并且其近侧区段延伸到导管轴之外。另外设想，对于一些应用，即 使没有远侧导丝，也可使用软的且锥形的远侧尖端。 固定丝线类型或者具有软的锥形的远侧尖端而无导丝的类型是优选实施例，因为其具 有最小的远侧直径。在固定丝线的紧近侧上为SNAC/PNASC的锥形远侧部分。 另外设想，能够在SNAC/PNASC的近侧端部处附接引到与电源或者射频源相连的可扩展 电极中的两个或更多个的丝线，以传送电流或者射频能量来执行组织和/或神经消融。这能 够提供用于基于射频能量的肾去神经化的理想构造，因为电极将能量传送到肾动脉的中膜 层外，并且正常的内膜和中膜壁结构将通过血液流动来冷却。与管腔内射频消融相比较，该 构造应大幅降低对动脉的损害。更重要的是，要消融的交感神经相当深，超过动脉的中膜外 侦L而痛神经在中膜内或接近中膜。因此，与从肾动脉内进行的基于能量的消融相比，通过 深入至中膜外侧的电极进行基于能量的去神经化将具有明显更小的痛苦。 由此，相同电极能够使用在第一模式中以消融神经或者其它组织，另外在第二模式中 以评估治疗部位处的电特性。 另外设想，PNASC装置能够利用同时地或者按注入顺序注入的一种或多于一种神经消 融性物质，以优化在一段肾动脉中的永久交感神经中断(神经断伤）。可利用的预期神经毒 性剂包括但是不局限于酒精、苯酚、甘油、较高浓度的局部麻醉剂(例如，利多卡因，或诸如 布比卡因、地卡因、苯佐卡因等的其它药剂）、具有神经毒性的抗心律失常药物、肉毒杆菌毒 素、狄高辛或者其它强心戒、胍乙啶、包括热盐水的热流体、高渗盐水、低渗流体、KC1或者诸 如以上所列那些的热神经消融性物质。 另外设想，消融性物质能够是高渗流体，诸如高渗盐水(额外的盐），或者是低渗流体， 诸如蒸馏水。这些会导致神经损伤并且能够如酒精或者特定神经毒素那样有效。这些还可 以在热、冷或室温状态下注入。以小于lml的注入量使用蒸馏水、低渗盐水或者高渗盐水消 除了在PNASC使用中的一个步骤，因为小量的这些流体对于肾不会有害，因此对于用生理盐 水从PNASC完全冲洗消融性流体以防止任何消融性流体在导管退回期间进入肾动脉的需求 不再是必要的。这意味着如果使用更多的有毒性消融性流体，将存在每动脉仅一个流体注 入步骤，而不是两个。 另外设想，另外设想，PNASC导管可连接到热流体或者蒸汽源，以传送高温流体来消融 或者损伤靶组织或者神经。热流体可以是生理盐水、高渗流体、低渗流体酒精、苯酚、利多卡 因或者其它的流体组合。也可以执行热或者汽化生理盐水、高渗盐水、低渗盐水、乙醇、蒸馏 水或者其它流体经由针的注入，以实现在针注入部位处和附近的靶组织或者神经的热消 融。 本公开另外设想使用诸如利多卡因的麻醉剂，如果麻醉剂首先注入或者在消融性溶液 中或连同消融性溶液注入，则其能够降低或者消除与去神经化手术相关的疼痛。 对于肾交感神经消融和神经活性检验中的使用，PNASC的手动可扩展（"推动"）引导管 实施例将结合以下步骤使用(但如本领域技术人员将清楚的，不是每个步骤都是必要的，并 且这些步骤可以简化或修改）： 1. 使用用于心脏或者肾导管插入术或者隔膜消融的标准技术使患者镇静，例如以类似 于酒精隔膜消融的方式，（咪达唑他和麻醉止痛剂）。 2. 用以标准动脉接入方法通过股或者桡动脉装入的引导导管接合第一肾动脉。 3. 将神经感测电子单元附接到丝线的近侧端，丝线被附接到将用以感测神经活性的远 侧传感器。 4. 用消融性流体(例如，乙醇)或者盐水清洗注入腔。 5. 用盐水清洗除注入腔外的所有PNASC的腔。 6. 使PNASC的远侧端部行进到引导导管的近侧端部中。 7. 使PSNAC的远侧部分行进通过并超过引导导管的远侧端部，直至远侧部分上的不透 射线的标识物显示PSNAC的远侧部分位于肾动脉中的期望位置处。 8. 使用在PSNAC的近侧区段中的机构手动使引导管从PNASC的主体向外行进，直至引导 管完全扩展抵靠靶标血管的内壁。可通过观察引导管的远侧部分上的不透射线的标识物来 确认该扩展。 9. 接着，使注入管/针同轴地行进通过引导管，穿过动脉的内弹性膜(IEL)和中膜，然后 穿过外弹性膜(EEL)至超过IEL的预定距离(典型地在2mm到10mm之间，但优选地大约2-6mm) 处，进入肾动脉血管壁的中间至外部外膜层和/或外膜周围层。由此，注入管/针被定位以将 神经消融剂传送到外膜平面或者"深入至"外膜平面(外侧）。相对IEL 2-6_深的深度将使 得内膜以及中膜肾动脉损伤最小化。肾动脉中的中膜的正常厚度在〇.5mm和0.8mm之间，而 交感神经相对IEL能够深至10mm或者更深。本公开中所公开实施例的深度限制特征将针的 远侧开口设置为超过引导管的远侧端部固定距离。在正常的肾动脉中，引导管将定位为抵 靠内膜壁。如果如通过血管造影术、IVUS(血管内超声）或者OCT看到，存在因动脉内的斑块 或新生内膜增生引起的内膜增厚，则可能需要超过引导管的端部的多达3-8mm的穿刺深度。 为此，设想具有预置较大穿刺深度或者在PSNAC手柄中具有用户可用调节的特定产品规范 (即，预置设计）。如果血管具有狭窄症，则将优选地是将针穿刺部位挑选为远离狭窄症部 位，并根据需要通过经皮冠状动脉介入(PCI)治疗狭窄症。 10. 用在注入针的远侧端部处或附近的传感器测量神经活性并作为基线(对照），用于 与消融手术之后的神经活性测量比较。 11. 注入适当体积的消融剂，该消融剂能够是消融性流体，诸如乙醇(普通酒精）、蒸馏 水、高渗盐水、低渗盐水、苯酚、甘油、利多卡因、丁哌卡因、地卡因、苯佐卡因、胍乙啶、肉毒 杆菌毒素、糖甙或者任何其它适当的神经毒剂流体。这可包括两种或更多种神经消融性流 体或者局部麻醉剂的一起或依次（首先用局部麻醉剂减弱不舒适，之后传送消融剂）组合 和/或高温流体(或蒸汽）、或者极冷(冷冻消融)流体进入到血管壁中和/或血管紧外侧的体 积中。典型注入将是〇.lml-3.0ml。射频能量也可以施加到针，以产生热去神经化效果。这会 产生相交的许多消融区（每个注入器管/针一个消融区），从而形成围绕靶标血管周缘的消 融环。对于乙醇，理想注入将在0.15ml和0.6ml之间，标准剂量为0.3ml。在测试注入期间在 神经消融剂之前或者在治疗注入期间可对注入添加对比剂，以允许对消融区的X射线观察。 在以乙醇作为消融剂时，小于0.6ml的体积对于该注入是足够的，因为其将不仅完全填充包 括交感神经的必要体积，而且足够小使得如果不慎排出到肾动脉中，也不会危害患者的肾 脏。 12. 等待3分钟和20分钟之间的一段时间并重新测量神经活性。如果活性未降低规定的 神经活性降低目标(在定性上或者定量上），则可施加附加的消融性流体和/或热能量 13. 将PNASC注入器管/针回退到引导管内。 14. 将引导管回退到PNASC的管状轴中。 15. 可重复根据先前步骤的相同方法以消融组织，并确认相对(对侧）肾动脉中神经活 性的降低。 16. 从引导导管完全除去PNASC。 17. 从身体移除全部余留设备 另外设想，如在步骤11中公开的局部麻醉剂注入可在消融性流体的主要注入部位、相 对该主要部位在远侧上或者相对该主要部位在近侧上。类似地，PNASC可结合能量传送式肾 去神经化装置使用，以测量神经活性并注入局部麻醉剂。这一技术也可施用于诸如 Fi schel 1申请13/752，062的PTAC的装置，这些装置能够注入消融性流体，但不具有神经感 测电极。 如果SNSC导管在肾去神经化手术期间用于测量神经活性，则使用方法可包括下列步 骤： 1. 使用标准技术使患者镇静。 2. 用以标准动脉接入方法通过股或者桡动脉装入的引导导管接合第一肾动脉，其中引 导导管的远侧端部布置为超过肾动脉的孔口。 3. 将在其近侧端部处附接的电子控制箱的SNSC的远侧端部通过引导导管引入到肾动 脉中至期望的神经消融部位。 4. 使引导管和带有远侧传感器的利丝线/针扩展，直至锋利丝线的远侧端部超过IEL 2 至10mm〇 5. 测量交感神经的神经活性并从身体除去SNAC。 6. 使丝线/针退回并然后使导管退回，并从身体除去SNSC。 7. 使用化学或者基于能量的导管执行肾去神经化手术。 8. 从身体除去肾去神经化导管。 9. 等待3至20分钟之间的预置时段。 10. 重新插入SNSC，再次使带有远侧传感器的锋利丝线/针扩展，进入外膜周围间隙。 11. 测量神经活性并与将指示成功的预置降低水平比较。如果成功，则使SNSC退回到引 导导管中，并在另一动脉中进行步骤4至10。 12. 如果表现有不适当消融。除去SNSC并将肾去神经化导管再引入以提供附加的神经 消融，并且如果需要，再次重复神经活性测量。 13. 如果需要，将引导导管移动到相对(对侧)的肾动脉。 14. 重复步骤4至11。 15. 从身体移除全部余留设备。 除本申请之外，已有许多文章描述了测量神经活性的方法，可以提供包括对一种或更 多种电特性的数字读出的外部设备，这些电特性是诸如峰值电压、平均电压、峰值功率和/ 或平均功率。在肾去神经化手术之前和之后测量的差异将指示手术的有效性。在这些电特 性中，平均电压将是优选测量。外部设备也可以包括实际信号的图形显示以及用以选择显 示哪一对电极的机构。例如，用以选择电极1-2、2-3或者3-1的开关将是期望的。 类似于Fi schel 1等人在美国专利申请13/752，062中公开的PTAC设计，本申请的PNASC 和SNSC实施例两者均包括在导管的近侧部分中用以限制针/丝线的血管壁穿刺率的机构。 设想操作者将使用类似于Fischell的PTAC公开的图11所示的手柄，来首先引起引导管扩展 以及之后引起注入针/丝线的行进。然后，这些机构反向运动将使针/丝线退回到引导管中， 然后将引导管退回到导管主体中或者在护套以下。Fischell等人在另外的美国专利申请 13/643,070、13/643,066和13/643,065中描述了用于使诸如护套、引导管和注入器管的远 侧结构随同远侧注入针行进和退回的这种控制机构。另外还描述了用以防止这些机构的意 外移动失序的联锁和锁定机构，并且这些联锁和锁定机构将整合到本公开的SNSC和PNASC 实施例中。 类似地，Fischell等人描述了带有用于清洗和消融性流体注入的端口的近侧区段。本 申请公开的实施例可在近侧区段中具有类似结构和控制。导管的中段将典型地是三个同心 管。在本文公开的SNSC和PNASC实施例的手动可扩展实施例中，外管形成导管的主体。中间 管控制引导管的行进和退回，而内管控制丝线的行进和退回（SNSC)或者注入器管随同远侧 注入针(PNASC)的行进和退回。对于PNASC，内管的腔也是如下的腔，该腔将在PNASC近侧区 段的注入端口中注入的消融性流体传送到注入器管和注入针的腔，并最后通过注入针远侧 端部处或附近的远侧开口离开。对于SNSC，内管提供了对于电极/传感器的行进和退回的控 制，但不用于注入消融性流体。 对于PNASC和SNSC两者，传导绝缘丝线(其包括用于在传感器和导管的近侧端部之间传 导信号的任何导电元件)将延伸到导管的远侧部分，典型地通过内管的腔延伸。PNASC将具 有不透射线的标识物，用以在荧光检查下显示出针通过动脉壁进入到外膜周围间隙中的延 长部。SNSC还具有在锋利丝线上的不透射线的标识物，用以在荧光检查下显示出丝线通过 动脉壁进入外膜周围间隙中的延长部。在PNASC和SNSC两者中，传感器本身将可能以金或者 铂制成，并充当不透射线的标识物。 Fischell在专利申请13/752,062中公开的当前公开PNASC的另一重要特征是降低导管 的注入腔的内容积（"无效空间"）的设计。预期将需要小于〇.5ml的诸如乙醇的消融性流体 来执行血管周围肾去神经化(PVRD)。无效空间应该小于0.5ml，并且理想地小于0.2ml。通过 一些设计特点，无效空间可减小为小于0.1ml是可设想的。使附接到每个远侧传感器的绝缘 丝线延伸实际中将进一步有助于此，因为丝线将占据PNASC的注入腔中的容积。这些特征包 括:将小直径的〈0.5mm ID的海波管用于PNASC的用于流体注入的内管，和/或以具有小的〈 0.5mm的内径和短的<2cm的长度，将在PNASC的近侧端部处的近侧注入端口和/或注入歧管 设计为具有小容积。 在PNASC装置和SNSC装置中，附接到每个远侧传感器的丝线延伸过导管的整个长度，并 在近侧端部处或附近退出，在此，丝线通过连接器附接到具有神经活性显示器的电子模块。 电子模块将包括用于各传感器的放大器、用以将信号数字化的模数转换器以及用以处理信 号并驱动神经活性显示器的具有存储器的中央处理单元(CPU)。电子模块能够是非常复杂 的，以允许查看各对传感器并显示神经活性的实际测量结果，或者其能够简单化为用于每 个传感器的5LED显示器，并在交感神经活性的初始测量期间利用校准旋钮与共地点比较， 以使电平标准化。然后，将点亮全部5个LED以显示最大活性。在肾去神经化手术之后，将再 次进行测量，并通过与标准值比较的新电平照明显示神经活性的降低。 例如，如果去神经化后的电平是一个传感器的标准化电平的40%，则5个LEDs中仅仅2 个被点亮，以显示神经活性的60%下降。更简单类型的示例是对于每个传感器具有绿、黄和 红的LED，其中绿色指示神经活性，黄色指示部分降低，并且红色指示明显降低。更复杂类型 可使用基线控制活性并取得规定测量时间上的平均活性，然后比较在类似的神经活性测量 持续时间上的活性，并显示定量的数值的下降值(例如，"与基线神经活性相比，神经活性下 降64 %"）。 如先前Fischell等人的许多申请中那样，对于本发明特定实施例的重要特征在于，弓丨 导管是用于超细注入针或者锋利丝线的行进的针引导元件，这些注入针或者锋利丝线向外 行进通过肾动脉的壁。特别地，诸如Jacobson的现有技术描述了弯曲针从中心导管向外行 进以刺穿靶标血管的内壁，具有从导管远侧端部或者侧面自己单独地行进的裸露针。在行 进期间无附加引导(支撑)的情况下，足够细而不会在从动脉壁退回后引起失血的针通常太 不结实，而不能如期望地可靠地刺穿到血管壁中。 由此设想，本申请中公开的小型针实施例的关键方面在于包含诸如引导管的针引导元 件，其允许将超细注入针可靠地行进到靶标血管的壁中至预定深度。这种引导元件不必是 管或者具有圆形截面，其能够是半管或者部分管，其能够是具有狭槽的结构，该槽提供关于 可行针的引导，并且引导结构能够是诸如弹簧的任何可扩展结构，该结构向外扩展并且对 针提供径向支撑和引导。术语"扩展"意指结构从离导管纵向轴线较近的第一位置到相对纵 向轴线较远的至少第二位置的运动，而与运动是通过膨胀、偏转、枢转或者其它机理实现无 关。针引导元件从导管中心向外扩展是期望的。 本申请中还包括使用附加结构对针引导元件提供径向和横向支撑，如Fischell在美国 专利申请13/752,062中公开的。如果寻求多个针的均一穿刺率和角展度，则是期望的。另 外，随着针行进并由"引导元件"（例如，引导管）引导，则如果引导元件未被支撑，则引导元 件会从抵靠血管内壁的期望位置后退。由于这个原因，如同Fischell的PTAC，本公开包括对 针引导元件提供径向（"备用"）支撑的结构设计，用以提供对于随着针行进到血管壁中而引 导元件从内表面后退的阻力。 存在会受到不适当（内在)神经学活性的不利影响的其它医疗状态。早期研究表明，经 历过肾去神经化(利用从肾动脉内的射频消融）的那些患者可改善糖尿病，以及甚至降低呼 吸暂停发作期（在有潜在阻塞性睡眠呼吸暂停的那些患者中）。本发明中的消融装置 (PNASC)的实施例将提供更具选择性且完全的消融。我们相信，利用添加的导管的感测特 性，我们将能够根据所需的神经调制响应来定制治疗。 PNASC的另一潜在应用是用于C0PD(慢性阻塞性肺病），C0PD具有通常用拟交感神经药 剂和减小(阿托品类)副交感神经音的那些药剂治疗的潜在可逆转部分。当前医疗疗法具有 显著副作用，因为这些药物有全身效应。PNASC(或者Fischell等人在13/752，062中的PTAC) 用以提供对副交感神经系统的焦点消融和/或交感神经系统的增强，可允许这些患者在不 采用或采用很少的口服或吸入药物的情况下改善肺功能。 由此，本申请特征在于提供一种交感神经感测导管（SNSC)，该交感神经感测导管 (SNSC)与向外可扩展的传感器一同被经皮传送，所述传感器设计成穿过肾动脉壁进入到外 膜周围空隙中，在此，传感器可结合关联的外部电子设备以测量交感神经活性，包括肾去神 经化手术后交感神经活性水平的变化。该SNSC可用于任何的肾去神经化系统或装置。 由此，当前公开的血管周围神经消融和感测导管(PNASC)的特征在于带有可扩展的支 撑式针引导元件的经皮传送的导管，注入针通过针引导元件行进用于将消融性流体注入到 肾动脉外层或者超过肾动脉外层，利用感测电极和关联外部电子设备来测量交感神经活 性，包括在肾去神经化手术后的交感神经活性水平变化。 本申请的另一方面在于具有在PNASC或者SNSC外部的电子模块，用以放大来自位于外 膜周围间隙中的远侧传感器的信号并提供神经活性的显示，以允许用户识别肾去神经化手 术的效用。 本公开的又一方面是在PNASC中具有至少三个引导管/针引导元件，每个均具有不透射 线的标识物。引导管/针引导元件从一组管状轴内向外手动可扩展，管状轴提供附加支撑和 支持以将每个引导管/针引导元件稳定抵靠靶标血管的内壁。引导管/针引导元件的扩展通 过操纵导管近侧部分中的机构来完成。 本公开的SNSC和PNASC的再一方面是包括一个或多个以下不透射线的标识物以协助定 位、打开、闭合和使用PNASC。这些不透射线的标识物包括以下： 标示外管的远侧端部的不透射线环件； 在引导管的端部处、或非常接近引导管的端部的不透射线的标识物，该标识物使用金 属带或者塑料，具有诸如钡或者钨的不透射线填料； 在注入针或者锋利丝线的远侧部分上的不透射线的标识物； 在注入器管和/或注入针的腔内的不透射线丝线； 以诸如金或者铂的不透射线金属形成的丝线，用以将来自远侧传感器的信号传导到电 子模块； 以诸如金或者铂的不透射线材料制成交感神经感测电极； PNASC的远侧固定导丝是不透射线的（例如，使用铂丝）； 根据本发明一个方面，提供了一种用于感测人体靶标血管的内壁外侧的神经的活性的 导管。该导管包括具有在纵向方向上延伸的中心轴线的导管主体，所述导管主体还具有中 心腔。提供有至少两个针引导元件，所述针引导元件适于朝向靶标血管的内壁向外扩展。均 具有远侧电极的至少两个针适合于由至少两个针引导元件引导而向外行进，以刺穿靶标血 管的内壁，并进一步行进到靶标血管的内壁外侧的组织中。至少两根丝线被提供用于传导 至少两个电极感测的信号，所述丝线将电极连接到导管外的外部设备。 在本发明的一个实施方式中，每个针引导元件是具有腔的引导管，用于接收从中穿过 的针。每个针能够同轴地向外行进通过引导管的腔。导管可以包括至少三个针引导元件、三 个针和三个绝缘丝线。在本发明的一个实施方式中，系统另外包括固定的远侧导丝。在本发 明的一个实施方式中，系统另外包括不透射线的标识物，所述标识物被附接到从a)针、b)针 引导元件和c)导管主体的组中选择的结构中的一个或多个的局部或者附接在该局部内。在 本发明的一个实施方式中，系统另外包括位于导管的近侧端部附近的流体注入端口和在至 少一个针的远侧部分中的至少一个开口，所述流体注入端口与至少一个针中的开口流体连 通。在本发明的一个实施方式中，系统另外包括机械支撑结构，所述机械支撑结构适于沿从 a)径向，其中支撑结构在径向方向上支撑针引导元件，以及b)横向，其中支撑结构在横向方 向上支撑针引导元件，组成的组中选择的方向支撑每个可扩展的针引导元件。在本发明的 一个实施方式中，丝线是绝缘的。 在本发明的一个实施方式中，针引导元件具有采用第一曲率半径的弯曲远侧部分，并 且探针具有采用第二曲率半径的弯曲远侧部分。第一和第二曲率半径预置为在无约束扩展 下在彼此的大约25%内、并且在一些实施方式中不多于大约15%、以及在一个实施方式中 不多于大约5%。 根据本发明的另一方面，提供了用于在靶标部位处感测血管外组织的电活性的导管。 导管包括细长形柔性主体和至少一个柔性的可伸展臂，该至少一个柔性的可伸展臂具有锋 利的组织穿刺尖端并由主体承载。可伸展臂能够在第一位置和第二位置之间移动，在第一 位置，尖端位于主体内，而在第二位置，尖端从主体向外径向移位以刺穿组织并且到达靶标 部位。电极由可伸展臂承载，并且电导体延伸通过主体并且与电极电通信。导管可包括第二 电极和第二电导体，第二电导体与第二电极电通信。 在一个实施例中，导管包括三个柔性的可伸展臂。优选地，为每个柔性的可伸展臂提供 为支撑管或者引导管形式的针支撑元件。支撑管在位于主体内的第一位置和延伸离开主体 的第二位置之间可移动。柔性的可伸展臂可移动通过支撑管。在本发明的一个实施方式中， 系统另外包括在位于主体内的第一位置和延伸离开主体的第二位置之间可移动的支撑管， 其中柔性的可伸展臂延伸通过支撑管。在本发明的一个实施方式中，尖端是电极。在本发明 的一个实施方式中，系统包括三个支撑管，每个支撑管具有以可移动方式从中延伸通过的 柔性的可伸展臂，每个可伸展臂具有电极和组织穿刺尖端。 根据本发明的进一步方面，提供了一种用于破坏和评估神经导电性的双重用途导管。 破坏功能通过在至少一对电极之间施加电压来提供。取决于电压的强度、频率以及电极的 材料和结构，这种电压会产生电休克、电灼或者射频消融。 所述双重用途导管包括细长形柔性主体和从主体在横向上可伸展的至少两个组织穿 刺探头。在每个探头上提供流体排出端口，每个流体排出端口与延伸通过主体的流体供给 腔流体连通。每个探头承载电极，各电极与延伸通过主体的专有导体电通信。优选地，每个 组织穿刺探头能够以可移动方式行进通过管状支撑件。在本发明的一个实施方式中，系统 另外包括用于各组织穿刺探头的支撑管。 根据本发明的进一步方面，提供了评估患者神经的方法。该方法包括步骤:提供具有细 长形柔性主体的导管，其具有近侧端部、远侧端部和由远侧端部承载的第一电极。第一电极 在位于导管内的退回位置和用于刺穿血管壁的伸展位置之间可移动。 导管的远侧端部位于患者体内的血管内部位处。第一电极行进到血管壁中，测量神经 的电特性。测量步骤可以包括将第一电极和第二电极布置为与电联接到导管的近侧端部的 仪器电通信。第二电极可以由导管承载，或者可以接触患者的皮肤。 根据本发明的进一步方面，提供了一种用两个或更多个电极进行基于能量的肾去神经 化的导管系统，所述两个或更多个电极布置为深至肾动脉的痛神经的部位（的径向外侧）， 与从肾动脉内进行的基于能量的去神经化相比，能够在减低患者疼痛的情况下消融交感神 经。 根据本发明的进一步方面，提供了一种用于感测人体血管紧外侧的组织体积中的神经 活性的导管系统。该导管系统包括设计成测量神经活性的电子设备、第一电极和第二电极。 第二电极可以整合在导管的远侧端部附近，导管包括用以将远侧电极定位在人体血管的内 壁外侧的组织体积中的机构。电极的位置可选自血管外层或者血管外层外侧的组织体积。 导线适合于将第一和第二电极连接到电子设备。 根据本发明的其它方面，提供了用于治疗血管外/血管周围、诸如肾神经的去神经化， 同时使得患者疼痛最小化的方法和装置。关联于第一代射频肾去神经化装置的疼痛可归因 于与血管壁有关的神经的非特异性破坏。疼痛被认为是与无髓鞘的"C-纤维"的破坏有关， "C-纤维"可在血管的中膜(平滑肌层）中或紧外侧或者在外弹性膜（中膜的外皮）中或紧外 侧延伸。影响血压的交感神经纤维是将来自大脑的信号传输到肾和背部的主要"传出"神 经。这些神经被认为几乎专有地在动脉外层（外膜）中或外侧延伸并且深至外弹性膜（的外 侧）。通过超声或者射频进行的常规血管内能量传送将消融从动脉的内皮（内层)一直到外 膜的组织，从而破坏无髓鞘的"C-纤维"以及一部分交感神经纤维。血管内能量传送的有效 性会是受限的，因为其不能在不导致对动脉内层的不能修补破坏的情况下更深地损伤外膜 外侧的交感神经。 当前发明人已经观察到，用本发明装置治疗的患者在乙醇注入到外膜内（即，深至疼痛 纤维)期间基本上不经受疼痛，并且认为将消融性疗法大体(能量、化学或者其它的形态)传 送到外膜或者外膜外侧而不传送到中膜及其他居间组织，将以最小疼痛或无疼痛方式实现 更好的有疗效消融。 由此，本发明一个方面提供了一种用于优先对传出神经进行去神经化而保留邻近靶标 血管的无髓C-纤维的导管。导管包括:细长形的柔性的导管主体，导管主体具有在纵向方向 上延伸的中心轴线;适于朝向靶标血管的内壁向外扩展的至少两个电极引导元件;至少两 个电极，每个电极具有远侧未绝缘的电极尖端，该至少两个电极适于由至少两个电极/针引 导元件引导而向外行进，以刺穿靶标血管的内壁并将电极尖端定位为超过外弹性膜。 优选地，每个电极引导元件是具有腔的引导管。每个电极可以同轴地向外行进通过引 导管的腔。可以提供至少三个电极引导元件和三个电极。 用于靶标部位处的血管外组织的局部射频消融同时保留相邻内皮的导管包括:细长形 的柔性主体;至少一个柔性的可伸展臂，可伸展臂具有由导管的主体承载的导电尖端，可伸 展臂能够在第一位置和第二位置之间移动，在第一位置，导电尖端位于导管的主体内，而在 第二位置，尖端从主体向外径向移位以刺穿组织并且到达靶标部位，以便导电尖端被定位 为完全超过内皮。导管可以包括至少三个柔性的可伸展臂。可以提供在位于主体内的第一 位置和延伸离开主体的第二位置之间可移动的支撑管，柔性的可伸展臂延伸通过支撑管。 本发明的一个方法包括用于优先对传出神经进行去神经化同时保留邻近靶标血管的 无髓c-纤维以在最小化手术不舒适的情况下治疗高血压的方法，该方法包括步骤:提供具 有细长形的柔性主体的导管，其具有近侧端部、远侧端部和由远侧端部承载的第一电极，第 一电极在位于导管内的退回位置和用于刺穿血管壁的伸展位置之间可移动;将导管的远侧 端部定位在患者体内的血管内部位处;使第一电极在穿刺部位处行进到血管壁中；以及以 深至外弹性膜(外侧）的第一深度处对组织进行去神经化，以优先对传出神经进行去神经化 并保留在外弹性膜附近或内的第二深度处的无髓C-纤维，第二深度小于第一深度。 另外设想，上述方法可包括在消融前后使用电极来感测传出神经的电活性，以确定消 融的效果。 在肾去神经化期间最小化疼痛的该方法的另一方面包括步骤:使导管的远侧端部经腔 行进到肾动脉中的部位;使消融元件从导管、通过中膜行进到外膜中；和消融外膜中的组织 同时保留中膜。消融元件可以是从用于传送的排出流体端口传送的消融性流体。替代地，消 融元件可以是能量传送元件，包括射频(RF)元件、微波元件、低温元件、超声元件、电灼元件 或者加热元件。 在任意前述内容中，消融性元件(例如，电极的导电表面;来自排出端口的流体)优选由 导管承载，以便其能够从血管内刺穿血管壁并定位消融性元件，以允许其从内皮在外膜方 向上在进入血管壁至少大约3mm、优选地至少大约5mm并且在一些实施例中远至10mm的深度 处选择性地消融组织，以便其能够在外膜中和外膜外侧消融神经，并最小化对中膜中或附 近的神经的破坏。优选地，导管允许在消融和/或神经活性感测过程期间通过肾动脉的血液 灌注。 根据本发明一个方面，提供了一种用于消融人体的靶标血管的中膜外侧的神经的导 管。该导管包括导管主体，导管主体具有在纵向方向上延伸的中心轴线。提供至少两个针引 导元件，针引导元件适于朝向靶标血管的内壁向外扩展。至少两个针中的每个针具有远侧 电极，且适合于由至少两个针引导元件引导而向外行进以刺穿靶标血管的内壁，并进一步 行进到靶标血管的内壁外侧的组织中。提供至少两根丝线以用于将电流传导到至少两个电 极，丝线将电极连接到导管外的外部设备。 在本发明的一个实施方式中，每个针引导元件是具有腔的引导管。在本发明的一个实 施方式中，每个针同轴地向外行进通过引导管的腔。导管可以包括至少三个针引导元件、三 个针和三个绝缘丝线。在本发明的一个实现中，针引导元件具有采用第一曲率半径的弯曲 远侧部分，针具有采用第二曲率半径的弯曲远侧部分，第一曲率半径和第二曲率半径被预 置为彼此的25%以内。导管可以包括固定的远侧导丝。导管可以包括附接到选自a)针、b)针 引导元件和c)导管主体的组的结构中的一个或多个的局部或者在该局部内的不透射线的 标识物。在本发明的一个实施方式中，电流产生射频能量以消融神经。导管可以包括机械支 撑结构，所述机械支撑结构适于在选自由a)径向，其中支撑结构在径向方向上支撑针引导 元件，和b)横向，其中支撑结构在横向方向上支撑针引导元件组成的组选取的方向上支撑 每个扩展的针引导元件。在本发明的一个实施方式中，丝线是绝缘的。在本发明的一个实施 方式中，至少两根丝线还传导由至少两个电极感测的电信号，丝线将电极连接到导管外的 外部设备。 根据本发明一个方面，提供了一种用于在靶标部位处消融血管外组织中的神经的导 管。导管包括细长形的柔性主体。导管包括由导管的主体承载的至少一个柔性的可伸展臂， 该至少一个柔性的可伸展臂具有锋利的组织穿刺尖端。可伸展臂在第一位置和第二位置之 间可移动，在第一位置，锋利的尖端位于导管的主体内，而在第二位置，尖端从主体向外径 向移位以刺穿组织并且到达靶标部位。导管包括由所述臂承载的第一电极。导管包括延伸 通过导管的主体并且与第一电极电通信的第一电导体。导管包括第二电极。导管包括与第 二电极电通信的第二电导体。 导管可以包括三个柔性的可伸展臂。导管可以包括在位于主体内的第一位置和延伸离 开主体的第二位置之间可移动的支撑管，其中柔性的可伸展臂延伸通过支撑管。在本发明 的一个实施方式中，尖端是电极。在本发明的一个实施方式中，导管包括三个支撑管，每个 支撑管具有以可移动方式从中延伸通过的柔性的可伸展臂。每个可伸展臂可具有电极和组 织穿刺尖端。在本发明的一个实施方式中，导管进一步适于消融动脉中膜外侧的神经。至少 两根丝线可以适合于将电流传导到至少两个电极。丝线可以将电极连接到导管外的外部设 备。 根据本发明一个方面，提供了用于破坏和感测动脉的中膜外侧的神经的电活性的导 管。该导管包括细长形的柔性主体。导管包括从主体在横向上可伸展的至少两个组织穿刺 探头。导管包括包含有射频发生设备的外部设备。导管包括神经活性感测设备。导管包括由 每个探头承载的电极，每个电极与延伸通过主体的专有导体电通信，导体将电极连接到外 部设备。导管可以包括用于每个组织穿刺探头的支撑管。 根据本发明的进一步方面，提供了消融患者的动脉的中膜外侧的神经的方法。该方法 包括步骤:提供具有细长形的柔性主体的导管，其具有近侧端部、远侧端部和由远侧端部承 载的第一电极，第一电极在位于导管内的退回位置和用于刺穿血管壁的伸展位置之间可移 动。该方法包括步骤:将导管的远侧端部定位在患者体内的血管内部位处。该方法包括步 骤:将第一电极行进到血管壁中。该方法包括步骤:消融动脉的中膜外侧的神经。 该方法能够包括步骤:将第一电极和第二电极布置为与电联接到导管的近侧端部的神 经活性测量仪器电通信。第二电极可以由导管承载。第二电极可以与患者皮肤接触。根据本 发明的另一方面，提供了用于消融人体动脉外侧的神经活性的导管系统。该系统包括设计 成传送神经消融能量的电子设备。该系统包括导管。该系统包括第一电极。该系统包括整合 在导管的远侧端部附近的第二电极，导管包括用以将第二电极定位到人体动脉的外弹性膜 外侧的组织中的机构，电极的位置选自（a)动脉的外膜;和(b)动脉的外膜外侧的组织体积。 该系统包括适于将第一和第二电极连接到电子设备的导线。 血管周围的基于能量的消融比血管内的情形更有效的另外原因在于，其对于将由通过 动脉的显著血液流动冷却的中膜的破坏较小，而在血管周围间隙中的冷却要弱得多。 通过阅读包括关联的附图和权利要求书的本发明详细说明，本发明的这些及其他特征 和优点对于本领域普通技术人员将变得明显。 【附图说明】 图1是处于开启位置的、使用三个可扩展的锋利丝线的SNSC的远侧部分的示意图，此时 其将被以手动方式扩展用于测量肾动脉外侧的交感神经的活性。 图2是图1的SNSC的远侧部分在其开启位置的纵向截面。 图3是图2的SNSC的区域S3的放大图。 图4是图2的SNSC的区域S4的放大图。 图5是SNSC的中央部的纵向截面，示出了三个近侧海波管。 图6是使用三个可扩展NITINOL管的SNSC或者PNASC的远侧部分的示意图，NITINOL管具 有充当神经活性传感器的远侧电极。该图示出在手动扩展之后处于开启位置的SNSC或者 PNASC，所述手动扩展将传感器置于外膜周围间隙中以允许测量肾动脉外侧的交感神经的 活性。 图7是图1的SNSC的远侧部分在其开启位置的纵向截面。 图8是图2的SNSC/PNASC的区域S8的放大图。 图9是图8的区域S9的放大图。 图10是图9的10-10处的横向截面。 图11是图2的SNSC/PNASC的区域S11的放大图。 图12是SNSC的动脉穿刺部分的远侧部分的另一实施例的纵向截面。 图13示出了图12的远侧部分的变型，其使该设计成为添加了用于流体注入到血管周围 间隙中的侧孔的PNASC。 图14是PNASC的远侧部分的再一实施例的纵向截面。 图15是SNSC/PNASC的中央部的纵向截面，示出了三个近侧海波管。 图16是在SNSC/PNASC的近侧部分处的机构的示意图。 【具体实施方式】 图1是处于开启位置的SNSC 10的远侧部分的示意图，示出了内管11、中间管12、外管 13、外管延长部14,外管延长部14具有远侧开口 15,带有不透射线的标识物36、远侧末端34 和外层32的引导管30通过外管延长部14中的开口 15从SNSC 10的主体向外行进。如另外示 出的，是锥形区段16和带有远侧尖端42的固定导丝40。带有外绝缘层22和芯线24的锋利丝 线20示出为在其完全展开位置。丝线20-直延伸到并超过SNSC 10的近侧端部，并且在此显 示为在SNSC 10的远侧部分中置于内管11的腔内。绝缘层22已被从丝线20的远侧部分移去， 丝线20的该远侧部分将充当感测神经活性的电极。 在锋利丝线20行进之前当引导管30向外行进时，开口 15支撑引导管30。图1的SNSC 10 具有三个引导管，其中第三管隐藏在导管后面，在该示意图中不可见。虽然图1的SNSC 10具 有三个引导管30,但设想其它的实施例能够具有少至一个或者多至八个引导管，最佳数目 是三个或者四个。大直径的靶标血管可能建议使用多至4至8个引导管30和锋利丝线20。这 里，术语传感器和电极将可互换地使用，用以描述形成锋利丝线20的远侧端部的传导电触 头。这些电极可成对使用，以测量神经活性或者产生电或者射频能量传送。理想地，电极由 诸如金或者铂的不透射线材料制成，或者涂覆有诸如金或者铂的不透射线材料。 对于引导管30在此离开的外管延长部14的远侧开口（或者窗口）15,设想不同形状。这 些可能的形状包括:跑道设计，其具有弯曲（例如，圆形)的近侧端部和远侧端部以及沿轴线 方向的直线侧边;和椭圆或圆形形状。另外设想，可以有覆盖能够被打开的每个开口 15或者 狭缝的可开式活板，以使SNSC的外表面光滑，用于更好地传送通过引导导管进入肾动脉。 本发明的特征在于，引导管30是用于超细锋利丝线20的针引导元件。具体地，诸如 Jacobson的现有技术描述了弯曲针从中心导管向外行进以刺穿靶标血管的壁，具有自己单 独地从导管的远侧端部或者侧面行进(裸露）的针。在行进期间无附加引导和备用支撑的情 况下，足够细以基本上消除了穿刺动脉壁并从动脉壁退回之后的出血风险的针/锋利丝线 一般太不结实，而不能如期望可靠地刺穿到血管壁中。由此设想，本申请的SNSC 10优选地 包括诸如引导管30的针引导元件，允许可靠地支撑超细锋利丝线20并使其行进到靶标血管 的壁内至预定深度。 图2是如图1所示的SNSC 10的远侧部分的纵向截面。图2的近侧端部示出了三个同心 管，即形成SNSC 10的中央部的外管13、中间管12和内管11。外管13在其远侧端部被附接到 外管延长部14,外管延长部14又附接到锥形区段16。带有芯线42和外层44的固定导丝40从 锥形区段16的远侧端部向远侧延伸。应注意到，图2中示出了导丝40的仅部分长度，其全长 在图1中示出。图2中的区段S3和S4的放大图分别在图3和4中示出。 图2示出了在行进通过外管延长部14中的开口 15时处于其完全展开位置的、带有外层 32、远侧末端34和不透射线的标识物36的引导管30。外管延长部14的内表面形成管状轴21 的一部分，管状轴21优选由刚性材料、诸如金属或者高硬度塑料制成，以便其在引导管30行 进和退回时将是较刚性的。 带有绝缘外层22A和芯线24的绝缘丝线20同轴地设置在引导管30的腔中。丝线20的未 绝缘的远侧部分形成充当传感器的电极25,该传感器协同位于其它两个锋利丝线20的端部 处的其它两个电极25中的任一或两者，或者协同与患者电通信的远程电极，可用以测量肾 动脉外侧的血管周围间隙中的交感神经的活性。 SNSC 10的中央部在图5中示出。 图2所示的中心支肋19在引导管30被向远侧推动时以及在其完全展开之后支撑引导管 30。该中心支肋19还提供对行进的引导管30的径向支撑，以在锋利丝线20通过引导管30前 进至其在外膜周围间隙中的超过靶标血管的内壁2-10mm的期望位置时，阻止引导管30从靶 标血管的内壁后退。开口 15的侧边对引导管30提供附加的侧向支撑，开口 15的侧边协同中 心支肋19在引导管30行进期间和向外扩展期间提供径向支撑以及周缘/侧向支撑，并且在 注入针20传送通过靶标血管的内壁期间提供支持。支肋可以包括偏转面，诸如弯曲的或者 线性的斜面，其在弯曲实施例中可以对应于引导管30的外表面的曲率半径。 SNSC 10的另一特征在于，当在无约束状态下测量时，每个锋利丝线20具有的中心轴线 的曲率半径与相应引导管30的中心轴线的曲率半径相同或几乎相同。另外，引导管30的长 度优选与锋利丝线20的远侧弯曲部分至少一样长。这一设计将每个锋利丝线20的弯曲部分 约束在引导管30的腔中，使得锋利丝线20不能扭曲或者改变位置。 中心支肋19的设计示例的远侧部分在Fischell等人的美国专利申请13/752,062的图 17中更详细示出。 如图2所示，塑料圆筒17将内管11附接到三个锋利丝线20。内管11和塑料圆筒17能够沿 着SNSC 10的纵向轴线在中间管12内滑动，中间管12示出为具有在其长度上均一的直径，包 括在塑料圆筒17外同轴的部分。 图3是如图2所示的SNSC 10的纵向截面的区段S3的放大图。图3示出了具有内层38、外 层36、远侧端部34和不透射线的标识物32的引导管30的细节。绝缘丝线20同轴地设置在引 导管30的腔中，绝缘丝线20具有绝缘外层22A和芯线24,芯线24带有锋利的针尖23。丝线20 的未绝缘的远侧部分形成电极25,用于感测肾动脉外侧的血管周围间隙中的交感神经活 性。三个丝线20中的其它两个具有绝缘的层22B和22C(未示出）。锋利丝线20的尖端的射线 不透性是重要的，以便能够清楚观察到丝线尖端23处于血管周围间隙中。这能够通过使用 致密金属、诸如金或者铂用于芯线24或者通过将不透射线的标识物附接在尖端23处或附近 实现。用金镀覆丝线尖端23也会是有效果的。 引导管30通过带有远侧开口 15的管状轴21行进和退回。三个引导管30在它们的近侧端 部由引导管连接器18附接到彼此。图3还清楚示出引导管30在抵靠中心支肋19行进时是如 何被中心支肋19的弯曲斜面以及管状轴21的开口 15的侧边向外推动以及被支撑。中心支肋 19还具有近侧指状部27,用以对引导管30提供附加的侧向支撑。 外管延长部14在其远侧端部处连接到锥形区段16,锥形区段16又围绕具有芯线42和外 层44的导丝40同轴地布置。 如图3中另外示出的，穿刺深度L1是从引导管34的远侧端部到芯线24的远侧端部23的 距离。在SNSC 10的近侧区段处的机构（如图16所示)控制SNSC 100的包括引导管30和锋利 丝线20的远侧部件的运动。在一个实施例中，近侧区段另外包括用以限制和/或调节锋利丝 线20的远侧端部23的穿刺深度L1的机构。 如图3所示，中心支肋19和远侧开口 15设想为能够是SNSC 10的单独部件，或者它们能 够形成为单个模制或机加工的部件，如在Fischell等人的13/752,062的图17中所示的。中 心支肋19的远侧末端45提供了用以将支肋19固定到锥形区段16的联接件。另外，19、15和16 能够是模制或机加工的单个部件。 虽然SNSC 10的优选实施例具有为预成形弯曲形状的引导管30,但也设想柔性的自然 直的引导管，在此情况下支肋19迫使直引导管抵靠靶标血管的内壁向外弯曲。 虽然本文使用术语"中心支肋"，但支肋19的关键部件是诸如斜面29的偏转面，该偏转 面对展开的引导管30提供径向和一些侧向支撑。具体地，在引导管30通过远侧开口 15离开 时，支肋19的弯曲斜面29支撑并引导引导管30的向外运动，另外，当引导管30和锋利丝线20 接触到(接合)靶标血管的内壁时，支肋19的弯曲斜面29对引导管30和锋利丝线20提供径向 支撑。中心支肋19的指状部27、管状轴21的侧面和开口 15的侧边提供附加的侧向支撑。该侧 向支撑确保引导管向外径向移动，而无在周向（横向于导管的纵向轴线)方向上的偏转。 虽然图3所示的中心支肋19是塑料零件，但能够有利地采用诸如不锈钢的不透射线金 属部件，或者包括诸如钨的不透射线填料的塑料材料，用于显示出引导管30将离开SNSC10 的准确位置。另外设想，不透射线的标识物能够置于或附接到开口 15或者支肋19或者外管 延长部14的一部分，用以示出引导管30和锋利丝线20将接合靶标血管的内壁的可能位置。 SNSC 10的许多部件典型地由塑料材料制成，诸如聚酰胺、聚氨基甲酸酯、尼龙或者 Tecothane树脂。这些部件包括外管13、中间管12和内管11、外管延长部14、引导管30的内层 38和外层36、锥形区段16、支肋19、引导管连接器18和塑料圆筒17。塑料圆筒17能够是模制 件，或者是被注入以将丝线20在内管11的腔中胶合在一起的环氧树脂或者其它树脂。 另外设想，内管11、中间管12或者外管13中的任一者或全部也可以是金属海波管或者 金属增强塑料管。 丝线20将典型地由弹性或者形状记忆金属制成，诸如镍钛记忆合金，或者由致密金属 制成，诸如钴铬合金L605。另外设想，为增强射线不透性，未绝缘的远侧端部能够以金或者 其它不透射线材料镀覆。另一方式能够是将金盖附接到芯线24的远侧端部。绝缘的层22A、 22B和22C由塑料材料形成。引导管30的不透射线的标识物32能够以不透射线材料制成，诸 如金、铂或者钽或者这些的合金或者类似金属。固定导丝40的芯线42将典型地是不锈钢，并 且外层44将是包裹的铂或者铂铱丝线。外层也可以是聚合物材料。SNSC 10外的任何或特定 部分能够被光滑地涂布，用以提供改进的性能。锋利丝线20的直径应该小于0.5mm，并且优 选地直径小于0.3mm，以避免在丝线20刺入靶标血管的壁并且然后移去时发生任何的失血 或者血液渗漏。 图4是图2的区段S4的放大图，示出了从SNSC 10的中央部到远侧部分的过渡，包括外管 13、中间管12和内管11。如另外示出的，在外管13和外管延长部14之间设有连接部。 引导管连接器18将三个引导管30连接到中间管12,中间管12提供用于三个引导管30的 行进和退回的动力。中间管12的运动通过在SNSC 10的近侧端部处的控制机构的运动产生。 塑料圆筒17位于内管11的远侧部分内，并将带有芯线24和绝缘层22A、22B和22C(未示出）的 三个锋利丝线20连接在一起，以便内管11的行进和退回提供丝线20的同步行进和退回。另 外在图4中示出了在多个管之间的清洗空间。具体地示出了在中间管12和外管13之间的外 环形空间9和在内管11和中间管12之间的内环形空间19。在SNSC 10插入患者体内之前，这 些空间9和19中的每一个要用生理盐溶液彻底清洗。 图4还示出了带有绝缘层22A的丝线20如何在内管11的远侧端部内从塑料圆筒17的远 侧端部延伸，然后在引导管30的近侧端部处进入引导管30的内层38的腔中。引导管30和引 导管连接器18同轴地附接在中间管12的远侧区段中。由此，中间管12的纵向运动将引起引 导管连接器18和引导管30的纵向运动，从而允许在SNSC 10的近侧区段处的机构使引导管 50相对外管13和外管延长部14行进和退回。 穿刺深度限制能够是限制内管11的远侧端部相对引导管连接器18的前向运动的机构。 位于内管11和塑料圆筒17的远侧端部与引导管连接器18的近侧端部之间的环件或者其它 结构将限制内管11的远侧端部的前向（远侧)运动，并且由此限制丝线20超过引导管30的远 侧端部34的刺穿。这种结构能够是未附接的，或者附接到图4所示的SNSC 10的内部结构，诸 如内管11、塑料圆筒17、丝线20、引导管连接器18、引导管30或者中间管12的近侧端部。这种 结构也可以具有长度调节，诸如螺纹，以允许被用以校准丝线20超过引导管30的远侧端部 34的穿刺深度L1。应注意到，图4所示的SNSC 10的结构类似于Fischell等人在申请号13/ 752,062的图5中的结构。虽然Fischell为清楚起见示出了横向截面，它们近乎相同，因此将 不在此示出，差异在于带有铂芯线的注入器管现在是实心的绝缘丝线20。 Fischell等人的13/752，062在图8-11中还示出了一组示意图，例示了如何将PTAC 100 用于血管周围肾去神经化。同样的示意图在此也适用于锋利丝线20,这些锋利丝线20替代 了 Fischell的带有锋利远侧针的注入器管。 图5示出了图1至4中的SNSC 10的三个中央部的纵向截面。在SNSC 10的中央部的近侧 端部处，有三个同心的金属海波管，即外海波管82、中间海波管83和内海波管85。这些典型 地由薄壁金属管材制成，诸如不锈钢、L605、钴铬或者镍钛诺。SNSC10的外海波管82在其远 侧端部处附接到近侧塑料外管92,塑料外管92典型地由较高硬度塑料制成，例如聚酰亚胺。 如在图5的中央截面中看到的，近侧塑料管92在其远侧端部处附接到外管的近侧端部，另外 如在图1至4中所示。外管13典型地由比近侧塑料管92更低的硬度/更柔性的塑料制成。 如图5中的近侧区段所示，中间海波管83在其远侧端部处附接到中间管12。如在图5的 中央区段中所示，内海波管85在其远侧端部处附接到内管11的近侧端部。 另外在图5的远侧区段示出了如图4所示将内管11连接到丝线20的塑料圆筒17。 图6是在开启位置的、SNSC的远侧部分的不意图，不出了内管105、中间管103、外管102、 外管延长部104,外管延长部104具有远侧开口 131，带有不透射线的标识物122的引导管115 从SNSC 100的主体通过远侧开口 131向外行进。另外示出了锥形区段106和带有远侧尖端 109的固定导丝110。连接到电极117的信号线120将电极感测的信号传送到用于监测和测量 交感神经的活性的电子模块。 带有远侧锋利感测针119和感测电极117的传感器管116示出为在它们的完全展开位 置。在带有远侧感测针119的传感器管116行进之前当引导管115向外行进时，开口 131支撑 引导管115的侧面。图6的SNSC 100具有三个引导管，其中第三管隐藏在导管的后面，在此示 意图中不可见。虽然图6的SNSC 100具有三个引导管115,但设想在其它实施例中，能够具有 少至一个或者多至八的引导管，最佳数目是三个或四个。大直径的靶标血管可能建议使用 多至4至8个引导管115和传感器管116 ANSC 100的结构是基于Fischell等人的申请13/ 752，062的图2中的PTAC 100的设计，不同在于SNSC 100用以感测神经活性，而不是将消融 性流体传送到外膜周围间隙中。 对于引导管115在此离开的外管延长部104的远侧开口（或者窗口）131，设想不同形状。 这些可能的形状包括:跑道构造，其具有弯曲（例如，圆形）的近侧端部和远侧端部以及沿轴 线方向的直线侧边;和椭圆或圆形形状。另外设想，设置覆盖能够被打开的每个开口 131或 者狭缝的可开式活板，以使PTAC的外表面光滑，用于更好地传送进入肾动脉。 本发明的特征在于，引导管115充当用于超细感测针119的针引导元件。具体地，诸如 Jacobson的现有技术描述了弯曲针从中心导管向外行进以刺穿靶标血管的壁，具有独自从 导管的远侧端部或者侧面行进(裸露）的针。在行进期间无附加引导和备用支撑的情况下， 足够细以基本上消除了穿刺动脉壁和从动脉壁退回之后的出血风险的针一般太不结实，而 不能如期望可靠地刺穿到血管壁中。由此，本申请的SNSC 100优选地包括诸如引导管115的 针引导元件，允许将超细传感器针119可靠地行进到靶标血管的壁中至预定深度。 图7是如图6所示的SNSC 100的远侧部分的纵向截面。图7的近侧端部示出了三个同心 管，即形成SNSC 100的中央部的外管102、中间管103和内管105。外管102被附接到外管延长 部104,外管延长部104又附接到锥形区段106。带有芯线111和外层113的固定导丝110从锥 形区段106的远侧端部向远侧延伸。应注意到，在图3中示出了导丝110的仅部分长度，其全 长在图6中不出。图3的区段S4和S5的放大图分别不出在图4和图5中。 图7示出了通过外管延长部104中的开口 131而被置于其完全行进位置中的、带有不透 射线的标识物122的引导管115。外管延长部104的内表面形成管状轴139的一部分，其应由 坚硬材料制成，诸如金属或者高硬度塑料，以便在引导管115行进和退回时将是比较刚性 的。 虽然设想内管105、中间管103和外管102能够向近侧延伸到SNSC 100的近侧手柄(见图 16)，本申请SNSC 100的优选实施例为其外部主体使用四个不同的管状结构，而不是仅仅外 管102和外管延长部104。关于SNSC 10,这在图5中可见，而关于SNSC 100,详见图15中所示。 正如同图5的SNSC 10,近侧区段将是金属外海波管82。外海波管在其远侧端部将连接到大 约20cm长的、相对硬的塑料管92,而塑料管92又将连接到大约10cm长的、更软更柔性的塑料 管，对于图1-5中的SNSC 10,该塑料管是外管13,而对于图6-8中的SNSC 100,该塑料管是外 管102。塑料管92和102将典型地具有相同的内径和外径。作为导管主体的远侧端部区段的 外管延长部104典型地具有比软外管102略大的内径。将内管105连接到传感器管116的歧管 125同轴地位于塑料管92、102中，并且距外管延长部104在近侧上至少若干厘米，外管延长 部104是SNSC 100的导管主体的远侧端部区段。 同样在本优选实施例中，中间管103附接到近侧金属海波管83,并且内管105也将附接 到由金属内海波管85形成的近侧部分。这些管的结构在图15中示出。 图7所示的中心支肋121在引导管115向远侧被推动时以及在引导管115完全地展开之 后支撑引导管115。中心支肋121还对行进的引导管115提供径向支撑，以防止在传感器管 116通过引导管115向前行进到其超过靶标血管壁的内表面2-6_的期望位置时引导管115 从靶标血管的内壁后退。在例外情况中，在传感器管116的远侧端部处的注入针119可行进 深至超过靶标血管的内表面1〇_。开口 131的侧面对引导管115提供附加的侧向支撑，并协 同中心支肋121在引导管115行进和向外扩展期间提供径向支撑和周向/侧向支撑，并且在 传感器针119传送通过靶标血管的内壁期间作为备用支撑。支肋可以包括偏转面，诸如弯曲 或者线性斜面，在弯曲实施例中，该偏转面可对应于引导管115的远侧面的曲率半径。 优选地，当在无约束状态下测量时，传感器管116的远侧部分的曲率半径具有的中心轴 线与引导管115的中心轴线的曲率半径以及管状轴139的形成在中心支肋121内的远侧部分 的中心轴线的曲率半径相同或几乎相同。另外，引导管115的长度优选至少与传感器管116 的带有远侧针119的远侧弯曲部分一样长。这将每个注入器管116的弯曲部分约束到引导管 115的腔中，以便注入器管116不能扭曲或者改变位置。 如图7所示，内管105通过歧管125连接到三个传感器管116，由此传感器管116的腔与内 管的腔流体连通。信号线20离开传感器管116的近侧端部，并在近侧方向继续延伸到内管 105的腔中。内管105和歧管125能够在中间管103内沿着SNSC 100的纵向轴线滑动，中间管 103示出为在其包括歧管125外侧同轴的部分的长度上具有均一直径。 根据图7清楚的是，歧管125位于内管105的腔中，在管105的位于管105的远侧端部的近 侧的一部分中。内管105和歧管125两者均同轴地位于SNSC 100的外管102内，在外管延长部 104的近侧的位置处，外管延长部104是SNSC 100的外部主体的远侧端部区段。这明显不同 于Jacobson的专利6，302,870的图3所示的实施例，其中将管连接到针的歧管被附接到管的 远侧端部(而不是在其内部且在远侧端部的近侧）。另外，Jacobson歧管同轴地位于导管的 外部主体的远侧端部区段内（而不是在管中，在导管的远侧端部区段的近侧）。远侧端部区 段定义为导管的远侧部分，针从该远侧部分出来向外弯曲进入到血管壁中。 图8所示的、带有芯线133和绝缘层134的信号线120将传感器电极117连接到SNSC 100 的近侧端部外的外部设备。对本发明设想的关于传感器电极117不同构造的细节在图9、10、 12、13和14中示出。 图8是如图7所示的SNSC 100的纵向截面的区段S8的放大图。图8示出了引导管115的细 节，引导管115带有内层123、外层127、远侧端部129和不透射线的标识物122。带有远侧感测 针119、传感器电极117的传感器管116和带有芯线133、绝缘层134的传感器丝线120同轴地 布置在引导管115的腔中。带有远侧针119的传感器管116的远侧端部的射线不透性是重要 的，以便操作者能够在荧光检查下确认针119已经适当地展开到靶标血管的壁中。本实施例 使用典型地由致密且高传导性金属、诸如金或者铂形成的电极117,以提供该射线不透性。 但是设想，本公开其它实施例可以使用在注入器管116的外侧和/或内侧上的涂层、镀层或 者标识物，并且针119或者带有远侧针119的传感器管116能够以双层包覆材料形成。 引导管115通过带有远侧开口 131的管状轴139行进和退回。三个引导管115在它们的近 侧端部由引导管连接器132附接到彼此。图8还清楚示出引导管115在抵靠中心支肋121行进 时是如何被中心支肋121的弯曲斜面144以及管状轴139的开口 131的侧边向外推动以及被 支撑。中心支肋121还具有近侧指状部142,近侧指状部142对引导管115提供附加的侧向支 撑。 外管延长部104在其远侧端部处连接到锥形区段106,锥形区段106又围绕具有芯线111 和外层113的导丝110(图6的）同轴地布置。 图8还示出穿刺深度L2是从引导管115的远侧端部129至传感器针119的远侧尖端的距 离。在SNSC 100的近侧端部处的机构(如图16中所示)控制远侧部件、诸如传感器管116和引 导管115的运动以及限制和/或调节针119的穿刺深度L2。 如图8所示，中心支肋121和远侧开口 131设想为能够是SNSC 100的单独部件，或者它们 能够形成为单个模制或机加工的部件。中心支肋121的远侧末端145提供了用以将支肋121 固定到锥形区段106的联接件。另外，12U131和106能够是模制或机加工的单个部件。 虽然SNSC 100的优选实施例具有为预成形弯曲形状的引导管115,但也设想柔性的自 然直的引导管，在此情况下支肋121迫使直引导管抵靠靶标血管的内壁向外弯曲。 如本文使用的，术语"中心支肋"包括斜面144或者其它偏转面，用以对展开的引导管 115提供径向和一些侧向支撑。具体地，在引导管115通过远侧开口 131离开时，支肋121的弯 曲斜面144支撑并引导引导管115的向外运动，并且在引导管115和注入管接合靶标血管的 内壁时，还对引导管115和注入管提供径向支撑。中心支肋121的指状部142以及管状轴139 和开口 131的侧边提供附加的侧向支撑。在Fi sche 11等人的申请13/752，062的图17中示出 了该中心支肋的示意图。 虽然图8所示的中心支肋是塑料零件，但能够有利地采用诸如不锈钢的不透射线金属 部件，或者包括诸如钨的不透射线填料的塑料材料，用于显示出引导管30将离开SNSC10的 准确位置。另外设想，不透射线的标识物能够置于或附接到开口 131或者支肋121或者外管 延长部104的一部分，用以示出引导管115和针119将接合靶标血管的内壁的可能位置。 SNSC 100的许多部件典型地由塑料材料制成，诸如聚酰胺、聚氨基甲酸酯、尼龙或者 Tecothane树脂。这些部件包括外管102、中间管103和内管105、外管延长部104、引导管115 的内层127和外层123、锥形区段106、支肋121、引导管连接器132和歧管125。歧管125能够是 模制件，或者是被注入以将传感器管在内管105的腔中胶合在一起的环氧树脂或者其它树 脂。 另外设想，内管105、中间管103或者外管102中的任一者或全部也可以是金属海波管或 者金属增强塑料管。 传感器管116将典型地由弹性金属或形状记忆金属制成，诸如镍钛诺。引导管的不透射 线的标识物122将由不透射线材料制成，诸如金、铂或者钽或者这些的合金或类似金属。 SNSC 100外的任何或特定部分可被光滑地涂覆，以提供改进性能。传感器管116和针119的 直径应该小于0.5mm，并且优选小于0.3mm，以避免在针刺入靶标血管的壁及然后移除时的 任何失血或者血液渗漏。 图9是示出图8的区段S9的放大图的纵向截面。在传感器管116的端部处的锋利的针119 具有插入在其端部内的电极117,电极117带有绝缘层139以防止电极117与传感器管116电 接触。带有芯线133和绝缘层134的传感器丝线120如所示地被附接到电极117，其中芯线133 的远侧部分被固定附接到电极117的孔中。这能够用包括熔焊、铜焊和压接的多种机械或其 它技术中的任何技术来完成。由此，电极117感测的电压将由信号线120传输到SNSC 100的 近侧端部，在此，外部设备能够测量和分析这些信号，以对用户提供与交感神经活性(或其 缺失)有关的息。 制造图9中的感测尖端构造的一项技术是将带有绝缘层的圆柱形电极117粘附在圆筒 形传感器管116的远侧端部内。使粘合剂凝固，然后切断或研磨锋利的针直至产生图9中可 见的形状。当然，也可组装如图9中所见的、已锋利的部件。 图10是在图9的10-10处的、传感器管116的远侧部分的横向截面。所示的是传感器管 116、绝缘层139、电极117和芯线133。 图11是图7的区段S11的放大图，示出了从SNSC 100的中央部到远侧部分的、包括外管 102、中间管103和带有腔137的内管105的过渡段。另外示出了外管102和外管延长部104之 间的连接部。虽然图11中的歧管125显示传感器管116的近侧端部处于歧管125的近侧端部 的远侧，但优选地，可以制造SNSC 100，使传感器管116的近侧端部位于歧管125的近侧端部 处或位于歧管125的近侧端部的近侧。 引导管连接器132将三个引导管115连接到中间管103,中间管103提供用于三个引导管 115的行进和退回的动力。中间管103的运动通过在SNSC 100的近侧端部处的控制机构的运 动产生。歧管125位于内管105的远侧部分内，并将三个传感器管116连接在一起，以便内管 105的行进和退回提供传感器管116的同步行进和退回。另外在图11中示出了在多个管之间 的清洗空间。具体地示出了在中间管103和外管102之间的外环形空间109和在内管105和中 间管103之间的内环形空间99。在SNSC 100插入患者体内之前，这些空间109和99中的每一 个要用生理盐溶液彻底清洗。 图11中另外可见注入器管116的近侧端部如何与内管105的腔137流体连通。 另外设想，图7、8和11的SNSC 100的血管周围神经消融和感测导管(PNASC)实施例既能 够传送消融性流体到血管周围间隙，也能够感测神经活性。在该PNASC实施例中，腔137和丝 线120外侧的管116的腔能够用于将消融性流体通过管116的远侧端部中的孔注入到血管周 围间隙中，管116的远侧端部中的孔示出在图13的160和图14中的170的尖端构造中。 带有芯线133和外绝缘134的信号线120在传感器管116的腔中同轴地延伸，并从注入器 管116的近侧端部向近侧延伸，以在内管105内同轴地延伸一直到SNSC 100的近侧端部，信 号线120在SNSC 100的近侧端部离开并且能够连接到用于测量神经活性的外部电子设备。 内管105在均一直径中间管103中的纵向运动导致歧管125和附接的传感器管116也在 纵向上移动。在SNSC 100的近侧端部附近由控制机构引起的该纵向运动将使得传感器管 116通过引导管115的腔行进和退回以向外扩展而刺穿靶标血管的壁，从而将图6至10中的 电极117定位在期望部位来感测肾动脉外侧的交感神经活性。 图11还示出了三个传感器管116怎样从内管105和歧管125的远侧端部延伸，然后在引 导管115的近侧端部进入引导管115的内层127的腔。引导管115和引导管连接器132同轴地 附接在中间管103的远侧区段中。由此，中间管103的纵向运动将引起引导管连接器132和引 导管115的纵向运动，从而允许在SNSC 100的近侧区段处的机构使引导管115相对外管102 和外管延长部104行进和退回。 另外设想，穿刺深度限制能够限制内管105的远侧端部相对引导管连接器132的前向运 动的机构。位于内管105或者歧管125的远侧端部和引导管连接器132的近侧端部之间的环 件或者其它结构将限制内管105的远侧端部的前向（远侧)运动，并且由此限制针119刺穿超 过引导管115的远侧端部129。这种结构能够未附接到或附接到图11所示的SNSC 100的内部 结构，诸如内管105、歧管125、传感器管116、引导管连接器132、引导管或者中间管103的近 侧端部。这种结构也可以具有诸如螺纹的长度调节，这将允许其被用以校准针119超过引导 管115的远侧端部129的穿刺深度。 图12是图6和7中的SNSC 100的远侧尖端150的优选实施例。在本实施方式中带有锋利 针尖159的电极154附接到圆筒形传感器管152的远侧端部内，传感器管152带有绝缘粘合剂 159以阻止电极154和传感器管152之间的电接触。电极154的远侧端部能够被预先修锋利， 或者其能够在附接到传感器管152的远侧端部中之后通过切割或者研磨锋利。这一构造优 于图9中的尖端的优点在于，其提供了具有明显更大表面面积来采集神经活性电压信号的 电极。具有芯线133和绝缘层134的相同传感器丝线120被附接到电极154。 图13是PNASC 200的感测及流体注入针的远侧尖端160整合了传送及神经感测导管的 实施例。除尖端160之外，PNASC 200的其余部分与图6、7、8和11中的SNSC 100相同。尖端160 不同于图12中的尖端150,在于侧孔165A和165B已被置于传感器管162的侧面中，以允许在 PNASC 200的近侧端部处注入的消融性流体流过内管的腔137,进入传感器/注入管162(图 11中的116)，然后离开一个或两个或更多孔165A和165B，进入血管周围间隙。带有针尖169 的电极164和粘合剂联接层159与图12的尖端150的电极154和联接层159相同。传感器丝线 120也与图12中的相同，具有芯线133和绝缘层134。 图14是既能够注入消融性流体且能感测神经活性的PNASC 400的远侧尖端170的另一 实施例。除尖端170之外，PNASC 400的其余部分能够与图6、7、8和11中的SNSC 100相同。本 实施例使用带有锋利针尖189的非取芯Huber型针构造，锋利针尖189在传感器/注入器管 172的远侧端部中具有转向，以防止刺穿期间取芯。带有芯线174和绝缘层178的不透辐射的 丝线171在近侧连接到外部设备。丝线171的远侧部分被移去绝缘层，以允许感测神经电压。 为使得这些起作用，需要使传感器丝线172的远侧部分之外的部分绝缘，，丝线172的远侧部 分连接到外部设备，以及还使PNASC 400的远侧部分170内侧绝缘，以防止传感器/注射管 172和芯线174之间的电短路。芯线174将典型地由金或者铂或者金或者铂的合金制成。 图15示出了图6至14中的SNSC 10、PNASC 200和PNASC 400的三个中央部的纵向截面。 在SNSC/PNASC的中央部的近侧端部处有三个同心的金属海波管，即外海波管82、中间海波 管83和内海波管85。这些典型地由薄壁金属管材制成，诸如不锈钢、L605、钴铬或者镍钛诺。 外海波管82在其远侧端部处附接到近侧塑料外管92,塑料外管92典型地由较高硬度塑料制 成，例如聚酰亚胺。如在图15的中央截面中看到的，近侧塑料管92在其远侧端部处附接到外 管102的近侧端部，另外如在图6至8中所示。外管102典型地由比近侧塑料管92更低的硬度/ 更柔性的塑料制成。 如图15中的近侧区段所示，中间海波管83在其远侧端部处附接到中间管103。如在图15 的中央区段中所示，内海波管85在其远侧端部处附接到内管105的近侧端部。 图15的远侧区段中还示出了将内管105连接到传感器管116的歧管125,另见图11中所 示。由此，具有芯线133和绝缘层134的丝线120离开传感器管116的近侧端部，并且在近侧方 向上继续延伸通过内管105,然后向近侧延伸通过内海波管85的腔133。 对于PNASC 200或者400,内腔用于消融性流体注入。特别地，内海波管85的腔138与内 管105的腔137流体连通，而腔137与图6-11中的传感器管116的、或者分别图12、13和14中的 传感器管152、162或者172的腔流体连通。162和172是针对PNASC 200和400，在此，消融性流 体被通过内海波管85注入，进入内管105,通过管162或者172,并且通过管子162或者172的 远侧部分中的开口进入血管周围间隙。 虽然设想外管102、中间管103和内管105能够一直延伸到SNSC 100或者PNASC 200或者 400的近侧端部，但图15的构造是优选实施例，因为其以对内管105和中间管103的运动的更 好控制在导管远侧端部附近提供了必要的适应性，这是因为金属海波管当其纵向移动时不 压缩，而塑料会压缩。 图16是SNSC 10、SNSC100或者PNASC 200或者PNASC 400的近侧部分(手柄)300的一个 实施例的示意图。这里，术语近侧部分300和手柄300将可互换地使用。手柄300包括在手术 期间使针引导元件/引导管115和带有远侧针119的注入器管116行进和退回的机构，以将 SNSC 100、PNASC 200和PNASC 400的各种实施例中的电极117、154、164和174以及针119定 位在血管周围空隙中。类似地，手柄300将同样地将图1至5中的SNASC的锋利丝线20的远侧 尖端定位在血管周围间隙中。这种定位允许PNASC实施例中的交感神经活性的感测及消融 性流体的注入。手柄300还具有由第一和第二控制机构、诸如按压式按钮332、342致动的锁 定机构。具体地，按钮332在被压下时解锁引导管控制筒333相对外管控制筒335的运动。外 管筒335被附接到外海波管82,外海波管82又连接到管92,管92连接到如图15所示的外管 102或者图5中的外管13。由此，手柄300的运动将移动外海波管82,且由此移动外管102(或 者13)、过渡区段106(或者16)和远侧端部的导丝110(或者40)。过渡区段338提供了应变消 除，以避免在外管控制筒335和外海波管82之间的连接处的扭结。 引导管控制筒333被附接到中间海波管83,如在图5和15中所示，海波管83连接到图1-4 的SNSC 10的中间管12或者图6-8的中间管103,而图1-4中的中间管12或者图6-8中的中间 管103又连接到图1-4中的引导管30或者图6至8中的引导管115。引导管控制机构330允许 SNSC/PNASC的用户控制引导管30或者115的远侧和近侧运动，并且包括按钮332和引导管控 制筒333。针控制机构340允许SNSC/PNASC的用户控制图1-5的SNSC 100的锋利丝线20的远 侧和近侧运动，或者图6-8中的SNSC 100的带有远侧针119的传感器管116的远侧和近侧运 动。针控制机构包括按钮342和针控制筒345。 按钮342在被按下时解锁针控制筒345相对引导管控制筒333的运动。针控制筒被附接 到图15的内海波管85。针控制筒343相对引导管控制筒333的移动将将使内海波管85移动， 而这又将导致图6-8的内管105相对图6至8的中间管103的相对纵向运动，这引起带有远侧 针119的传感器管116通过引导管115的行进和退回。该机构使图6-10的电极117以及图12、 13和14中所示的远侧尖端的电极154、164和174行进和退回。类似地，通过控制内管11相对 中间管12的相对运动，该机构将使图1-5的锋利丝线20行进和退回。 图16所示的手柄300具有清洗端口 344。端口 344将典型地具有Luer接头，示出为带有盖 346。端口 344被用以用盐水清洗如图15所示的环形空间139和59，并且将依次清洗图11和15 所示的腔109和99。典型地具有消融性流体连接器接头的注入端口 354示出为带有盖356。对 于PNASC 200或者400实施例，端口 354允许消融性流体注入到图15的内海波管的腔138中， 然后将流入内管105,然后进入图13的PNASC 200的传感器管162和图14的PNASC 400的传感 器管172。管162和172在其远侧端部处或附近具有开口，以允许消融性流体流入血管周围间 隙中。 虽然图16示出了一个清洗端口 344，但设想在SNSC和PNASC的各种实施例中，两个或更 多个清洗端口可用以清洗内部空间（不同于注入腔）。另外设想，单个按钮和筒机构可替代 两个按钮332、342。如果情况如此，则手柄300近侧部分内的伸缩机构将在单个按钮推进时 首先使引导管115行进，然后使带有远侧针119的传感器管116行进。单个按钮的退回将首先 使针119退回，然后使引导管115退回。 虽然标准Luer接头或者Luer锁定接头能够用于注入端口 354的消融性流体连接器接 头，但Fischell等人在美国专利申请13/752,062中描述了一种有利于消融性流体注入的非 标准接头。由于消融性流体的消融性/毒性特性，采用非标准接头用于端口 354将降低消融 性流体不慎注入到另一端口之一(例如344)中或者不慎注入到典型地结合肾引导导管使用 的"Y"适配器型的标准Luer接头中的机会。其还将阻止操作者将清洗溶液或者包含在常规 Luer锁定注射器中的其它药剂通过注入管的腔注入的可能差错。非标准接头端口 354的另 一优点在于具有比标准Luer接头更小的腔，从而使得导管的无效空间/内容积最小化。 手柄300另外包括间隙调整筒348,间隙调整筒348在沿一个方向旋转时减小图3中的穿 刺深度L1或者图8所示的穿刺深度L2,该穿刺深度是丝线尖端23或者针119延伸超过引导管 30和115的远侧端部34和129的距离。筒348在另一个方向上的旋转将增大穿刺深度L1或者 L2。设想间隙调整筒348对于手柄300的用户是可接触到的，其中手柄300上的标志指示将要 实现的距离。这结合SNSC 10或者100使用是有利的，SNSC 10或者100是纯粹的诊断导管，因 此期望能够设置电极放置深度并且然后进行多于一个深度的调节。 在手柄300的另一实施例中，间隙调整筒348仅在工厂中手柄300的组装和测试期间是 可接近的。该制造方法设计成确保在制造和测试每个SNSC 10/100或者PNASC 200/400时， 在工厂中预置适当校准的穿刺深度L1/L2。校准穿刺深度L1/L2的这一能力对于在制造期间 实现良好生产量是有用的。换句话说，即使SNSC 10/100或者PNASC 200/400的诸如SNSC 100的内管105和中间管103部件的相对长度存在数毫米的变动，也能够使用间隙调整筒348 精确地拔选距离L1/L2。在该优选实施例中，SNSC 10/100或者PNASC 200/400将根据穿刺深 度L1/L2来标记。例如，SNSC 100可构造成具有3mm，4mm和5mm的三个不同深度L2。另外设想， 可包括一组螺钉或者其它机构（未示出），用以在校准之后将间隙调整筒348锁定在期望的 穿刺深度设定。虽然这里示出了间隙调整筒348,但设想其它的机构、诸如滑动筒也可用以 调节深度L1/L2。 图6至13的丝线120和图14的丝线171通过如在图16中所见的手柄300的最远侧部分的 侧方离开。这三个丝线(如果使用更多电极/针，则将有更多丝线)连接到电连接器220,电连 接器220又连接到电子模块(未示出），在电子模块处能够测量并显示成对丝线120之间的电 压。在SNSC 10或者100的替代实施例中，丝线120可以通过已经移去盖356的接头354离开手 柄300的近侧区段。 手柄300的功能是在肾去神经化手术之前、期间和之后，操作SNSC 10/100来测量肾动 脉外侧的交感神经的活性。利用整合的PNASC 200或者400,手柄300还允许将要输送的消融 性流体注入到血管周围间隙。 使用SNSC 10或者100用于交感神经活性测量的手术将包括以下步骤，但如本领域普通 技术人员将理解的，并不是每个步骤都是必要的并且这些步骤可以简化或者修改： 1. 用生理盐水通过端口 344、354清洗SNSC 10或者100的所有内容积。 2. 将SNSC 10或者100的远侧端部通过先前装入的引导导管插入，将SNSC 10或者100的 远侧部分布置在患者肾动脉中的期望位置处。 3. 压下按钮332,并且在保持被锁定到引导管控制筒333的外管控制筒335的状态下，在 远侧方向上推动引导管控制筒335,使引导管30或者115行进直至引导管34或者129的远侧 端部接触到肾动脉的内壁，而限制图3的中间管12或者图8的中间管103的行进，并使引导管 30或者115从管状轴21或者120内部展开并通过开口 15或者131伸出。凹口 331另外地将在引 导管30或者115的最大可容许直径处接合管344时，止挡引导管控制筒333的远侧运动。 4. 释放按钮332，这将再锁定外管控制筒335相对引导管控制筒333的相对运动。 5. 压下按钮342,允许针控制筒345相对引导管控制筒333的相对运动，并且在保持外管 控制筒335(其现在被锁定到引导管控制筒333)的状态下，使带有远侧端部349的针控制筒 345行进，直至穿刺限制机构止挡运动以及分别相对于引导管30和115的远侧端部3和129 的、丝线尖端/针23的预置深度L1或者针119或者159的预置深度L2。完成方式有两种：1)前 向推动针控制筒345的远侧端部，直至其接合引导管清洗端口344;或者2)内部间隙347抵靠 针控制筒345内的间隙调整筒348的近侧端部闭合。 6. 释放按钮342，这再锁定针控制筒345相对引导管控制筒333的运动。这将SNSC 10或 者1〇〇置于如下构造，即其中丝线尖端23或者针119或者159刺穿肾动脉的内弹性膜(IEL)并 穿刺到超过IEL的预定距离(典型地在2mm到8mm之间），进入肾动脉的中膜外侧的血管周围 间隙中。2-6_的深度将使得内膜以及中膜肾动脉损伤最小化。 7. 将连接器220附接到外部神经活性测量设备，测量至少一对图1-3的电极25、或者图 6-8的电极117、或者图12的电极154之间的交感神经活性的幅值或者水平。替代地，如果在 SNSC 10或者100中包括共地线，或者由皮肤表面电极提供共地线，则能够进行远侧电极和 共地点之间的测量。神经活性水平应被指示给用户，和/或可以存储在外部设备的存储器 中。 8. 压下按钮342，在保持外管控制筒335的状态下，将针控制筒345在近侧方向上拉回， 直至丝线尖端/针23、119或者159完全地退回到引导管115中。设想在针控制筒345达到正确 位置时将发生卡嗒声或者止挡，以便丝线尖端/针23、119或者159完全地退回。 9. 释放按钮342，锁定注入针控制筒345相对引导管控制筒333的运动。 10. 压下按钮332，释放外管控制筒335相对现在被锁定到注入针控制筒345的引导管控 制筒333的相对运动。 11. 使引导管控制筒333相对外管控制筒335在近侧方向上退回。这将使引导管30或者 115退回到SNSC 10或者100的外部主体延长部14或者104中的开口 131内。 12. 将SNSC 10或者100拉回到引导导管中。 13. 将引导导管移动到另一个肾动脉。 14. 对该另一个肾动脉重复步骤3至12。 15. 从身体除去SNSC 10或者100。 16 .使用基于能量的装置，诸如Medtronic的Simplicity?或者Fischell等人的13/ 752,062中的PTAC，对两个动脉执行肾去神经化手术，并且从身体除去治疗装置。 17. 将SNSC 10或者100通过引导导管重新插入，重复步骤3至15。 18. 使用肾去神经化程序前后的神经活性差异，确定对于每个动脉的肾去神经化的有 效性，并根据需要重复步骤16至18,直至观察到足够的交感神经活性损失。 19. 从身体移除全部装置。 最后，如果在后续中观察到不足血压降低，则SNSC 10或者100可作为诊断工具用于评 价交感神经活性。 使用PNASC 200或者400 100用于交感神经活性测量和肾去神经化的手术将包括以下 步骤，但如本领域普通技术人员将理解的，并不是每个步骤都是必要的并且这些步骤可以 简化或者修改： 1.用消融性流体通过端口 354清洗注入腔，将消融性流体留在PNASC 200或者400内的 无效空间中。另外，用生理盐水通过端口 344清洗PNASC 200或者400的所有内容积。 2. 将PNASC 200或者400通过先前装入的引导导管插入，将PNASC 200或者400的远侧部 分定位在一个患者的肾动脉中的期望位置处。 3. 压下按钮332,并且在保持被锁定到引导管控制筒333的外管控制筒335的状态下，在 远侧方向上推动引导管控制筒335,使引导管115行进直至引导管129的远侧端部接触到肾 动脉的内壁，而限制图8的中间管103的行进，并使引导管115从管状轴120内部展开并通过 开口 131伸出。凹口 331另外地将在引导管115的最大可容许直径处接合管344时，止挡引导 管控制筒333的远侧运动。 4. 释放按钮332，这将再锁定外管控制筒335相对引导管控制筒333的相对运动。 5. 压下按钮342,允许注入针控制筒345相对引导管控制筒333的相对运动，并且在保持 外管控制筒335(其现在被锁定到引导管控制筒333)的状态下，使带有远侧端部349的针控 制筒345行进，直至穿刺限制机构止挡运动以及针169或者189相对引导管115的远侧端部 129的预置深度L2。完成方式有两种：1)前向推动针控制筒345的远侧端部，直至其接合引导 管清洗端口 344;或者2)内部间隙347抵靠针控制筒345内的间隙调整筒348的近侧端部闭 合。 6. 释放按钮342，这再锁定针控制筒345相对引导管控制筒333的运动。这将PNASC 200 或者400置于如下构造，即其中带有电极164或者174的针169或者189刺穿内弹性膜（IEL)并 穿刺到超过IEL的预定距离(典型地在2mm到6mm之间），进入肾动脉的中膜外侧的血管周围 间隙中。2-6_的深度将使得内膜以及中膜肾动脉损伤最小化。 7. 将连接器220附接到外部神经活性测量设备，测量至少一对图13的电极164或者图14 的电极174之间的交感神经活性的幅值或者水平。替代地，如果在PNASC 200或者400中包括 共地线，或者由皮肤表面电极提供共地线，则能够进行远侧电极和共地点之间的测量。神经 活性水平应被指示给用户，和/或可以存储在外部设备的存储器中。 8. 在这一位置，注射器或者带有注射器的歧管(未示出）能够附接到端口 354,并注入期 望体积的消融性流体。该消融剂能够是消融性流体，诸如乙醇(普通酒精）、蒸馏水、高渗盐 水、低渗盐水、苯酚、甘油、利多卡因、丁哌卡因、地卡因、苯佐卡因、胍乙啶、肉毒杆菌毒素、 糖甙或者任何其它适当的神经毒剂流体。这可包括两种或更多种神经消融性流体或者局部 麻醉剂的一起或依次(首先用局部麻醉剂减弱不舒适，之后传送消融剂)组合和/或高温流 体(或蒸汽）、或者极冷(冷冻消融)流体进入到血管壁中和/或血管紧外侧的体积中。典型注 入将是0. 。这会产生相交的许多消融区(每个注入针169或者189-个消融区），从而 形成围绕靶标血管周缘的消融环。局部麻醉剂能够在消融性流体的主要注入部位处在主要 部位的远侧或者近侧注入。在消融部位的近侧注入麻醉剂会具有一些优点。类似地，PNASC 能够结合能量传送肾去神经化装置使用，以进行神经活性测量和局部麻醉剂注入中的任一 者或者两者。麻醉剂的近侧上使用或者远侧上使用也可以应用于现有技术装置，诸如 Fischel 1的申请13/752，062的PTAC。在测试注入期间，在神经消融剂之前，或者在治疗注入 期间，可对注入添加对比剂物，以允许对消融区的X射线观察。在以乙醇作为消融剂时，小于 0.6ml的体积对于该注入是足够的，因为其将不仅完全填充包括交感神经的必要体积，而且 足够小使得如果不慎排出到肾动脉中，也不会危害患者的肾脏。理想地，应用使用0.1ml至 0.3ml体积的乙醇。使用的量能够对全部肾动脉是相同的，或者其能够取决于将注入乙醇的 肾动脉的直径而改变。乙醇的疏气特性、吸湿性特性和亲脂性特性增强了扩散，从而允许这 样的小体积也是有效的。在注入消融剂或者流体之前，期望通过荧光透视验证图13-14的针 169或者189到靶标血管的血管壁中的展开。 9. 在等待消融性流体影响神经直至30分钟之后，再测量神经活性并记录肾去神经化手 术前后的神经活性的差异，以确定肾去神经化的效用。如果观察到神经活性损失不足，则重 复步骤8和9。 10. -旦确定神经损伤足够，则压下按钮342,并且在保持外管控制筒335的状态下，将 针控制筒345在近侧方向上拉回，直至注入针169或者189完全地退回到引导管115中。设想 在针控制筒345达到正确位置时将发生卡嗒声或者止挡，以便注入针169或者189完全地退 回。 11. 释放按钮342，锁定注入针控制筒345相对引导管控制筒333的运动。 12. 压下按钮332，释放外管控制筒335相对现在被锁定到注入针控制筒345的引导管控 制筒333的相对运动。 13. 使引导管控制筒333相对外管控制筒335在近侧方向上退回。这将使图9的构造的引 导管115退回到PNASC 200或者400的外部主体延长部104中的开口 131内。 14. 将PNASC 200或者400拉回到引导导管140中。 15. 将引导导管140移动到另一个肾动脉。 16. 对该另一个肾动脉重复步骤3至13。 17. 从身体除去PNASC 200或者400。 Fischell等人的美国专利申请13/752，062公开了可以在清洗PTAC 100的注入腔之前 和中间使用盐水的多种技术，这些技术在这里也能够使用。 虽然如上所述，按钮332、342在按下时释放控制筒的运动，并且当释放时锁定，但另外 设想，它们也能够如下互锁： 1. 第一联锁允许注入针控制筒345仅在引导管控制筒333处于其最远侧位置时被解锁， 在此位置，外管102被拉回并且引导管115完全展开。 2. 第二联锁允许引导管控制筒333仅在注入针控制筒345处于其最远侧位置时被解锁， 在此位置，针169或者189退回到引导管115中。 这些相同的联锁能够应用于图1-12的SNSC 10或者100,但是当关联于神经毒剂消融性 流体的注入时，这些联锁是更为重要的。 按钮332和342与如上所述的控制机构的组合应使得SNSC 10或者100和PNASC 200或者 400的使用合理地简单并且直接。操作者基本上按压按钮332并且前向推动引导管筒333以 使引导管30或者115向外扩展，然后按压按钮342并且前向推进针23、119、169或者189,以刺 穿肾动脉壁。执行神经活性测量和/或注入，然后使按钮342压下且针23、119、169或者189退 回完成相反步骤，然后按钮332压下并且引导管筒333在近侧方向上退回，以使引导管30或 者115退回在导管的主体中。 虽然图16示出了其中各区段在纵向方向上被推动和拉动以引起引导管和针展开的按 钮式致动手柄，但设想也可使用其它技术，诸如旋转机构用于锁定或纵向运动。Fischell等 人在2012年10月23日提交的美国专利申请13/643,070在图33中示出了这种旋转锁定机构， 该申请的全文通过引用并入本文。 另外应指出，在其中在将PNASC 300或者400置于患者体内之前将盖356锁定到注入端 口 354的接头上的一个程序变型中，将必然防止在PNASC 200或者400插入肾动脉期间任何 的消融性溶液进入肾动脉。另外，在PNASC 200或者400从一个肾动脉移动到相对的肾动脉 时更换密封盖356到注入端口 354的接头上也将阻止任何的消融性溶液进入第二肾动脉。另 外在PNASC 200或者400从患者身体移去时，盖356也将被锁定到注入端口 354的接头上。在 肾去神经化手术期间，盖356将仅在注入消融性溶液到被治疗血管的血管周围空隙中时被 移去。 也可以使用附接到端口354的旋塞阀，以便当闭合时，旋塞阀将防止消融性流体渗漏出 PNASC 200或者400的针远侧开口。当然，事实上，如果当PNASC 200或者400在身体的动脉系 统中移动时无盖356附接，则动脉系统中的血压（如果有的话)将迫使PNASC 200或者400的 注入腔中的任何流体退出端口 354。 SNSC 10或者100和PNASC 200或者400能够被组装，使引导管30或者115和传感器管20、 116、152、162或者172充分伸展。这样的原因在于，引导管的优选实施例由形成为曲线形状 的塑料制成，诸如聚酰亚胺。这种塑料材料如果要被组装为退回到管状轴21或者120中则将 被管状轴21或者120拉直，而会失去其形状。在此情况下，装置将被运入防护箱中，以确保处 理者不受到针刺伤。 另外可能地，为了安全性，以针23、119、159、169或者189退回在引导管30或者115中的 状态装运装置。 在本说明书中，术语带有远侧注入针的注入器管用以指定带有锋利远侧端部的管，其 刺穿到组织中并用以将流体注入到组织中。这种结构也可以称为皮下注射针、注入针或者 简称为针。另外，术语元件和结构在本申请范围中被可互换地使用。术语Luer接头在本申请 中可用以指无螺帽的锥形Luer接头或者具有螺帽的Luer锁定接头。 术语针在本公开中将用以表征设计成刺穿靶标血管壁的小直径锋利丝线或管，其主要 特征是锋利的尖端。由此，如本文公开的，锋利丝线的远侧部分也是针。 虽然本说明书集中于使用SNSC 10或者100和PNASC 200或者400用于测量肾动脉外侧 的神经活性，另外清楚设想，包含的图1-16的设备和方法能够应用于测量人体的任何血管 或者导管外侧的电活性，并且在PNASC 200或者400的情况下，能够用于将用于任何目的的 任何流体、包括局部药物传送的流体注入到血管的规定部分中，或者血管紧外侧的组织体 积中，或者经由尿道注入到前列腺组织中。例如，这些装置可用于评价肺静脉外侧的左心房 的壁中的电活性，并且消融那里的组织以诊断并治疗心房颤动。其也可以用以评价肺动脉 周围的神经活性，以协助肺动脉高压的治疗。 虽然图1至16中所示的实施例示出了三个远侧电极，但当前公开的结构可应用于具有 一个针、两个针或者4个以上针的构造。 在本说明书中，术语消融性流体、消融性溶液和/或消融性物质中的任一术语将可互换 地使用，以包括传送到人体内的组织体积中用以破坏、杀死或者消融该组织体积中的神经 或者组织的液体或者气态物质。 另外在本说明书中，应用于血管、血管壁、动脉或者动脉壁的术语内壁或者内表面指相 同事物，即血管壁的内表面，或者血管腔的"内膜"表面。另外，术语注入出口定义为针中的 远侧开口，注入的流体将从该远侧开口出来。关于注入针，注入出口或者远侧开口在此被可 互换地使用。 术语"深至"某一结构定义为超过该结构或者在该结构外侧，从而"深至外膜"指动脉的 外膜外侧的组织体积。 当然，各种其它修改、变更和替代设计根据以上教导也是可能的。因此，此时应理解，在 所附权利要求的范围内，本发明可通过与如本文具体所述不同的方式来实践。
【主权项】
1. 一种用于感测人体的靶标血管的内壁外侧的神经的活性的导管，包括： 导管主体，所述导管主体具有在纵向方向上延伸的中心轴线，并且还具有中心腔； 至少两个针引导元件，所述至少两个针引导元件适于朝向所述靶标血管的内壁向外扩 展； 至少两个针，每个针均具有远侧电极，所述至少两个针适于由所述至少两个针引导元 件引导而向外行进以刺穿所述靶标血管的内壁，并且进一步行进到所述靶标血管的内壁外 侧的组织中； 至少两根丝线，所述至少两根丝线用于传导所述至少两个电极所感测的信号，该丝线 将所述电极连接到所述导管外侧的外部设备。2. 根据权利要求1所述的导管，其中每个针引导元件是具有腔的引导管。3. 根据权利要求2所述的导管，其中每个针同轴地向外行进通过引导管的腔。4. 根据权利要求1所述的导管，进一步包括至少三个针引导元件和三个针以及三个绝 缘丝线。5. 根据权利要求1所述的导管，其中所述针引导元件具有采用第一曲率半径的弯曲远 侧部分，并且所述针具有采用第二曲率半径的弯曲远侧部分，所述第一曲率半径和所述第 二曲率半径被预置为彼此的25%以内。6. 根据权利要求1所述的导管，进一步包括固定的远侧导丝。7. 根据权利要求1所述的导管，进一步包括不透射线的标识物，所述标识物被附接到从 a)所述针、b)所述针引导元件和c)所述导管主体的组中选择的结构中的一个或多个的局部 或者附接在该局部内。8. 根据权利要求1所述的导管，进一步包括位于所述导管的近侧端部附近的流体注入 端口和在至少一个针的远侧部分中的至少一个开口，所述流体注入端口与所述至少一个针 中的所述开口流体连通。9. 根据权利要求1所述的导管，进一步包括机械支撑结构，所述机械支撑结构适于沿从 a)径向，其中所述支撑结构在径向方向上支撑所述针引导元件，以及b)横向，其中所述支撑 结构在横向方向上支撑所述针引导元件，组成的组中选择的方向支撑每个扩展的针引导元 件。10. 根据权利要求1所述的导管，其中所述丝线是绝缘的。11. 一种用于感测靶标部位处的血管外组织的电活性的导管，包括： 细长形的柔性主体； 至少一个柔性的可伸展臂，所述至少一个柔性的可伸展臂具有由所述导管的主体承载 的锋利的组织穿刺尖端，所述可伸展臂能够在第一位置和第二位置之间移动，在所述第一 位置，锋利的尖端位于所述导管的主体内，而在所述第二位置，所述尖端从所述主体向外径 向移位以刺穿组织并且到达所述靶标部位； 由所述臂承载的第一电极;和 第一电导体，所述第一电导体延伸通过所述导管的主体并且与所述第一电极电通信； 第二电极， 第二电导体，所述第二电导体与所述第二电极电通信。12. 根据权利要求11所述的导管，包括三个柔性的可伸展臂。13. 根据权利要求11所述的导管，包括能够在位于所述主体内的第一位置和延伸离开 所述主体的第二位置之间移动的支撑管，其中所述柔性的可伸展臂延伸通过所述支撑管。14. 根据权利要求13所述的导管，其中所述尖端是电极。15. 根据权利要求12所述的导管，包括三个支撑管，每个支撑管具有以可移动方式从中 延伸通过的柔性的可伸展臂，每个可伸展臂具有电极和组织穿刺尖端。16. -种用于破坏和评估神经的导电性的导管，包括： 细长形的柔性主体； 从所述主体能在横向上伸展的至少两个组织穿刺探头； 在每个探头上的流体排出端口，每个流体排出端口与延伸通过所述主体的流体供给腔 流体连通;和 由每个探头承载的电极，每个电极与延伸通过所述主体的专有导体电通信。17. 根据权利要求16所述的导管，进一步包括用于每个组织穿刺探头的支撑管。18. -种评估患者的神经的方法，包括下列步骤： 提供具有细长形的柔性主体的导管，所述导管具有近侧端部、远侧端部和由所述远侧 端部承载的第一电极，所述第一电极能够在位于所述导管内的退回位置和用于刺穿血管壁 的伸展位置之间移动； 将所述导管的远侧端部定位在患者体内的血管内部位处； 使所述第一电极行进到血管壁中；以及 测量神经的电特性。19. 根据权利要求18所述的评估神经的方法，其中所述测量步骤包括将所述第一电极 和第二电极布置为与电联接到所述导管的近侧端部的仪器电通信。20. 根据权利要求19所述的评估神经的方法，其中所述第二电极由所述导管承载。21. 根据权利要求19所述的评估神经的方法，其中所述第二电极与患者的皮肤接触。22. -种用于感测人体的血管外侧的神经活性的导管系统，所述导管包括： 设计用于测量神经活性的电子设备； 第一电极： 第二电极，所述第二电极整合在所述导管的远侧端部附近，所述导管包括用以将所述 第二电极定位到人体的血管的内壁外侧的组织体积中的机构，所述电极的位置选自： a. 血管的外层 b. 血管的外层外侧的组织体积， 导丝，所述导丝适于将所述第一电极和所述第二电极连接到所述电子设备。23. -种用于消融人体的靶标血管的中膜外侧的神经的导管，包括： 导管主体，所述导管主体具有在纵向方向上延伸的中心轴线； 至少两个针引导元件，所述至少两个针引导元件适于朝向所述靶标血管的内壁向外扩 展； 至少两个针，每个针均具有远侧电极，所述至少两个针适于由所述至少两个针引导元 件引导而向外行进以刺穿所述靶标血管的内壁，并且进一步行进到所述靶标血管的内壁外 侧的组织中； 至少两根丝线，所述至少两根丝线用于将电流传导到至少两个电极，所述丝线将所述 电极连接到所述导管外侧的外部设备。24. 根据权利要求23所述的导管，其中每个针引导元件是具有腔的引导管。25. 根据权利要求24所述的导管，其中每个针同轴地向外行进通过引导管的腔。26. 根据权利要求23所述的导管，进一步包括至少三个针引导元件、三个针和三个绝缘 丝线。27. 根据权利要求23所述的导管，其中所述针引导元件具有采用第一曲率半径的弯曲 远侧部分，并且所述针具有采用第二曲率半径的弯曲远侧部分，所述第一曲率半径和所述 第二曲率半径被预置为彼此的25%以内。28. 根据权利要求23所述的导管，进一步包括固定的远侧导丝。29. 根据权利要求23所述的导管，进一步包括不透射线的标识物，所述标识物被附接到 从a)所述针、b)所述针引导元件和c)所述导管主体的组中选择的结构中的一个或多个的局 部或者附接在该局部内。30. 根据权利要求23所述的导管，其中所述电流产生射频能量以消融神经。31. 根据权利要求23所述的导管，进一步包括机械支撑结构，所述机械支撑结构适于沿 从a)径向，其中所述支撑结构在径向方向上支撑所述针引导元件，以及b)横向，其中所述支 撑结构在横向方向上支撑所述针引导元件，组成的组中选择的方向支撑每个扩展的针引导 元件。32. 根据权利要求23所述的导管，其中所述丝线是绝缘的。33. 根据权利要求23所述的导管，其中所述至少两根丝线还传导所述至少两个电极所 感测的电信号，该丝线将所述电极连接到所述导管外侧的外部设备。34. -种用于消融靶标部位处的血管外组织中的神经的导管，包括： 细长形的柔性主体； 至少一个柔性的可伸展臂，所述至少一个柔性的可伸展臂具有由所述导管的主体承载 的锋利的组织穿刺尖端，所述可伸展臂能够在第一位置和第二位置之间移动，在所述第一 位置，锋利的尖端位于所述导管的主体内，而在所述第二位置，所述尖端从所述主体向外径 向移位以刺穿组织并且到达所述靶标部位； 由所述臂承载的第一电极;和 第一电导体，所述第一电导体延伸通过所述导管的主体并且与所述第一电极电通信； 第二电极;和 第二电导体，所述第二电导体与所述第二电极电通信。35. 根据权利要求34所述的导管，包括三个柔性的可伸展臂。36. 根据权利要求34所述的导管，包括能够在位于所述主体内的第一位置和延伸离开 所述主体的第二位置之间移动的支撑管，其中所述柔性的可伸展臂延伸通过所述支撑管。37. 根据权利要求36所述的导管，其中所述尖端是电极。38. 根据权利要求35所述的导管，包括三个支撑管，每个支撑管具有以能移动方式从中 延伸通过的柔性的可伸展臂，每个可伸展臂具有电极和组织穿刺尖端。39. 根据权利要求34所述的导管，其中所述导管进一步适于消融动脉的中膜外侧的神 经，至少两根丝线还适于将电流传导到至少两个电极，该丝线将所述电极连接到所述导管 外侧的外部设备。40. -种用于破坏和感测位于动脉的中膜外侧的神经的电活性的导管，包括： 细长形的柔性主体； 从所述主体能够横向伸展的至少两个组织穿刺探头； 包括RF发生设备的外部设备;和神经活性感测设备；以及 由每个探头承载的电极，每个电极与延伸通过所述主体的专有导体电通信，所述导体 将所述电极连接到所述外部设备。41. 根据权利要求40所述的导管，进一步包括用于每个组织穿刺探头的支撑管。42. -种消融患者的动脉的中膜外侧的神经的方法，包括下列步骤： 提供具有细长形的柔性主体的导管，所述导管具有近侧端部、远侧端部和由所述远侧 端部承载的第一电极，所述第一电极能够在位于所述导管内的退回位置和用于刺穿血管壁 的伸展位置之间移动； 将所述导管的远侧端部定位在患者体内的血管内部位处； 使所述第一电极行进到血管壁中；以及 消融动脉的中膜外侧的神经。43. 根据权利要求42所述的消融神经的方法，另外包括将所述第一电极和所述第二电 极布置为与电联接到所述导管的近侧端部的神经活性测量仪器电通信的步骤。44. 根据权利要求43所述的消融神经的方法，其中所述第二电极由所述导管承载。45. 根据权利要求43所述的消融神经的方法，其中所述第二电极与患者的皮肤接触。46. -种用于消融人体的动脉外侧的神经活性的导管系统，所述导管包括： 设计用于传送神经消融能量的电子设备； 导管； 第一电极;和 第二电极，所述第二电极整合在所述导管的远侧端部附近，所述导管包括用以将所述 第二电极定位到人体的动脉的外弹性膜层外侧的组织中的机构，所述电极的位置选自（a) 动脉的外膜;和(b)动脉的外膜外侧的组织体积;和 导丝，所述导丝适于将所述第一电极和所述第二电极连接到所述电子设备。
【文档编号】A61B18/00GK106061420SQ201480068510
【公开日】2016年10月26日
【申请日】2014年10月23日
【发明人】大卫·R·菲谢尔, 蒂姆·A·菲谢尔, 瓦尔坦·加扎罗西安, 史蒂文·阿尔马尼
【申请人】消融系统有限公司