特性（例如，电阻）可基于单极电极和共用电极之间的距离、 其间的组织特性，以及装置和周围组织的其它几何形状和特性而显著地变化。因此，在至 少一些实施方式中，施加标准以确认并置是可取的，其根据，例如，单极电极与共用电极之 间的距离而变化（例如，两个电极之间的距离越大，则确认良好并置所需的阻抗测量值越 高）。然而，在其它实施方式中，由于距离和其它几何形状的这些差异，变化将最小或并非相 当大，并且可应用一致的标准。
[0131] 图24A-F示出治疗过程中由控制单元显示的一系列抓屏的一个非限制性示例。在 图24A中，系统提示使用者连接导管。在图24B中，系统确认导管已经连接，以及其他与连 接的导管有关的信息（例如，尺寸/直径）。在图24C和D中，如上所述的系统可检查电极 并置，表明哪些或多少电极并置，并请求准许继续。在图24E和F中，系统可显示治疗过程 中和治疗之后治疗的某些参数（例如，功率、温度、时间和有效/激活电极的数量）。与治疗 有关的信息（诸如，前述参数和/或其它信息）可由系统获取并储存至存储器。
[0132] 返回图6,在区段S1中完成规定的治疗之后，可展开装置然后可收缩并移至未治 疗区段S2以重复在区段S1中施加的治疗，并对区段S3做类似的治疗，并且根据需要对任 何区段进行上述治疗。示出的区段是直接相邻的，但也可分开一些距离。
[0133] 在一些情况下，图6中所示的方法不是优选的治疗方法。例如，在其它实施方式 中，仅在通道中的单个位置处进行治疗，于是不必将可膨胀装置移至通道中的多个位置。
[0134] 再次参照涉及降低过多的神经活动的肾高血压的实例，系统可用来产生非穿刺、 非消融方式以引导能量来影响神经活动。于是，所示的身体通道可以是区段S1-S3中由神 经组织N包围的肾动脉。可驱动可膨胀装置上的电极沿神经N被影响的已知方向输送能量， 能量穿透的深度为能量剂量、电极类型（例如，单极相对于双极）和电极几何形状的函数。 名为〈〈System for Inducing Desirable Temperature Effects on Body Tissue〉〉的美国公 告第2008/0188912号，其全部内容通过引用合并在本文中，描述了电极几何形状和组织治 疗区域体积的一些考虑因素，在一些情况下可考虑这些因素，但不一定是必须考虑的。在一 些情况下，实验分析可用来确定神经组织N的阻抗特性，使得导管装置可用来首先特征化， 然后以本文公开和描述的靶方式治疗组织。能量的输送和调节也可进一步涉及累积的损伤 建模。
[0135] b.能量输送
[0136] 取决于所需的特定重建效果，控制单元可以以大约0.25至5瓦的平均功率激励电 极1至180秒，或以大约0. 25至900焦耳。较高能量的治疗可以以较低功率和较长的持续 时间来完成，诸如〇. 5瓦持续90秒，或0. 25瓦持续180秒。在单极实施方式中，取决于电 极配置和电极与公共接地之间的距离，控制单元可以以高达30瓦激励电极持续高达5分 钟。由于能量在更集中的区域上行进具有较少的传导损失，较短的距离可提供较低能量并 持续较短时间段。在用于肾去神经的优选实施方式中，能量以大约5瓦的治疗设定持续输 送大约30秒，使得治疗区域在治疗过程中被加热至大约68°C。如上所述，功率需求可极大 地取决于电极类型和配置。大体上，电极间距较宽，则需要更多的功率，在该情况下，平均功 率可高于5瓦，并且总能量可超过45焦耳。同样，使用较短或较小的电极对需要按比例缩 小平均功率，这样总能量可能小于4焦耳。在一些情况下，可校准功率和持续时间至不足以 造成严重的损伤，特别地，不足以消融血管内的病变组织。已很好地描述了消融血管内动脉 粥样硬化物质的机理，包括Slager等人在J. of Amer Cardiol(1985年6月）1382-6页，名 为〈〈Vaporization of Atherosclerotic Plaque by Spark Erosion》的论文，以及 Stephen M. Fry 在 Strategic Business Development, Inc. (1990)的〈〈Thermal and Disruptive Angioplasty:a Physician's Guide》中，其全部内容通过引用并入到本文中。
[0137] 在一些实施方式中，施加于患者一个或两个肾动脉的能量治疗可以以高于身体其 他通道中可能的水平施加，而没有有害影响。例如，如果经受的加热高于一定热反应极限， 则身体外周和冠状动脉可易受有害的长期封堵反应的影响。然而，已经发现了，肾动脉可经 受高于这种热反应极限的加热，而没有有害影响。
[0138] 在一些实施方式中，能量治疗可施加于患者一个或两个肾动脉以影响肾脏中的交 感神经活动，从而缓解充血性心力衰竭的心脏收缩和心脏舒张两种形式。向接近肾动脉的 组织施加治疗热能可有效减少交感神经活动，以致减轻充血性心力衰竭的生物过程及所造 成的影响。更优选地，在快速程序（例如，每个肾脏10分钟或更短的治疗时间）中使用热 能控制剂量的温和施加以便向临床人员提供简化程序，同时提供使患者感觉到的疼痛最小 化而程序效力最大化的程序。本发明中安装有电极的球囊和能量输送方法可特别良好地适 用于能量的施加以减少与慢性高血压及与充血性心力衰竭心脏收缩和心脏舒张结合或分 开相关的交感神经活动。
[0139] 在一些实施方式中，本文所述的电极极板可被激励以评估，然后有选择地治疗靶 组织从而通过重建治疗组织来实现期望的治疗结果。例如，借助于阻抗测量，组织特征可用 来识别组织治疗区域。利用在身体通道内周向隔开的电极的阻抗测量可用来分析组织。例 如，当电流路径通过病变组织，以及通过例如腔壁的健康组织时，相邻电极对之间的阻抗测 量值可能不同。因此，病变组织任一侧上的电极之间的阻抗测量值可指示损伤或其它类型 的靶组织，而其它的相邻电极对之间的测量值可指示健康组织。其它特征（诸如血管内超 声波、光学相干断层成像等）可以与阻抗测量值一起或者作为阻抗测量值的替代，用来识 别待治疗的区域。在一些情况下，获得待治疗组织的基线测量值以帮助区分相邻的组织是 可取的，因为组织特征和/或特征曲线可因人而异。此外，可使组织特征和/或特征曲线规 范化以方便识别不同组织之间的有关斜率、偏移等。阻抗测量值可在一个或多个频率下完 成，理想的是在两个不同的频率（低和高）下。低频测量可在大约1到10kHz的范围中完 成，优选地在大约4到5kHz的范围中，而高频测量可在大约300kHz到1MHz的范围中完成， 优选地在大约750kHz到1MHz之间。较低频率的测量主要代表阻抗的电阻分量，并与组织温 度密切相关，而较高频率的测量代表阻抗的电容分量，并与细胞组分中的破坏和变化相关。
[0140] 由于阻抗的电容和电阻变化引起电流与电压之间的峰值变化，阻抗的电阻与电容 分量之间的相角移位也出现了。也可监测相角移位来作为评估射频去神经过程中组织接触 和损伤形成的手段。
[0141] 在一些实施方式中，体腔重建可通过缓和加热连同缓和或标准扩张术来执行。例 如，具有设置在其上的电极的血管成形术球囊导管结构可在扩张之前、期间和/或之后向 血管壁施加电势，可选择地与扩张压一起，该扩张压处于或显著低于标准未加热的血管成 形术的扩张压。例如，10到16个大气压的球囊膨胀压力可适于特定损伤的标准血管形成术 扩张，与本文所述的适当电势（通过球囊上的柔性电路电极，直接沉积在球囊结构上的电 极等）组合的改变的扩张治疗可使用10到16个大气压，或者可被6个大气压或更小（可 能低至1到2个大气压）的压力影响。这种适度的扩张压可与组织特征化、调谐能量、偏心 治疗及为治疗体腔、循环系统和外周脉管系统疾病所描述的其它治疗方面中的一个或多个 方面相组合（或者不组合）。
[0142] 在许多实施方式中，在体腔扩张之前、期间和/或之后添加缓和加热的能量可提 高扩张有效性，同时减少并发症。在一些实施方式中，这种球囊受控的加热可呈现出反冲减 小，提供了支架状展开的至少一些益处，而没有植入物的缺点。加热的益处可通过将外膜层 的加热限制在有害响应的阈值之下来提高（和/或抑制并发症）。在许多情况下，这种内膜 和/或中膜的加热可使用加热时间小于大约10秒来提供，通常小于3 (甚至2)秒。在其它 情况下，非常低的功率可用于较长的持续时间。通过将电路的驱动势与靶组织的相角相匹 配而将能量有效地耦合至靶组织可提高令人满意的加热效率，有效地使电功率曲线下方的 面积最大化。相角匹配不必是绝对的，虽然与特征化靶组织完全相位匹配可具有益处，替代 系统可预设合适的电势来大致匹配典型的靶组织；尽管实际相角可能不是精确匹配的，在 靶组织内的加热局部化可显著地好于使用标准功率形式的加热。
[0143] 在一些实施方式中，单极（单电极的）射频能量应用可在球囊上任何电极与定位 在外皮或装置本身上的返回电极之间输送，如上所述。在需要深部损伤的区域单极射频可 能是令人满意的。例如，在单极应用中，可驱动具有正阳极的各电极对，而不是具有一个阳 极和一个阴极的电极对。在一些实施方式中，在各种深度/尺寸的损伤可通过改变成对电 极的极性来有选择地实现的情况下，可使用单极和双极组合的射频能量应用。
[0144] c.目标温度
[0145] 可控制射频能量的应用以便限制靶和/或旁边组织的温度，例如限制靶组织的加 热使得靶组织或侧支组织都不遭受不可逆的热损伤。在一些实施方式中，表面温度范围从 大约50°C到大约90°C。对于温和加热而言，表面温度范围可从大约50°C到大约70°C，而对 于更积极的加热而言，表面温度范围可从大约70°C到大约90°C。限制加热以便抑制侧支组 织的加热小于在大约50°C到大约70°C范围内的表面温度，从而使得大块组织温度保持几 乎全部低于50°C到55°C，这可抑制可能另外导致狭窄、热损伤等的免疫反应。在治疗过程 中、治疗之后不久和/或治疗后超过一小时、超过一天、超过一星期，或者甚至超过一个月， 通过组织对治疗的愈合反应，50°C和70°C之间相对温和的表面温度可足以使蛋白质键变性 并断开以便提供较大的脉管管腔及改进的血流。
[0146] 在一些实施方式中，目标温度可在治疗过程中变化，例如，可以是治疗时间的函 数。图7示出治疗持续时间30秒和12秒从标称体温倾斜升温至大约68°C的最大目标温度 的一个可能的目标温度曲线。在图7示出的实施方式中，在十二秒倾斜升温阶段的目标温 度曲线由二次方程限定，其中目标温度（T)是时间（t)的函数。设定方程系数使得从标称 体温倾斜升温至68°C遵循类似于抛体在重力影响下达到行进弧线最高点的轨迹路径。换句 话说，可设定斜面使得在12秒温度增加至68°C时温度斜面以恒定的减速度（d 2T/dt2)，并且 以线性减小的斜率（dT/dt)。接近68°C斜率逐渐减小的这种曲线可有助于使治疗其余部分 超过和/或未达到设定的靶目标最小化。在一些实施方式中，图7的目标温度曲线将同样 适用于双极或单极治疗，尽管在至少一些单极实施方式中治疗时间可能增加。
[0147] 图8、9和10示出了用在本发明各种实施方式中的附加目标温度曲线。图8示出 上升时间和设定目标温度变化的曲线（例如，一条曲线具有近似3秒的上升时间和55°C的 设定温度，一条曲线具有5秒的上升时间和60°C的设置温度，一条曲线具有8秒的上升时间 和65°C的设定温度，一条曲线具有12秒的上升时间和70°C的设定温度，以及一条曲线具有 17秒的上升时间和75°C的设定温度）。
[0148] 图9和10示出了使用不同的上升曲线的温度曲线，其中一些相对积极地接近设定 的目标温度（例如，"快速上升"曲线），其他的较不积极地接近设定的目标温度（例如，"缓 慢上升"曲线）。已通过实验证实，图10中所示的"中等增加的上升"温度曲线向至少一些 治疗方案提供了最佳结果，尽管本发明的所有实施方式并非都限于这种温度曲线，并且不 同的治疗和不同的环境可有利地使用其它曲线。中等增加的上升是优选的实施方式，其中 有效地加热靶组织至目标温度，同时避免了更积极的加热曲线可能引起的有害的微观热损 伤，同时还提供了最佳的总体治疗时间。对于所示的各目标温度曲线而言，体现为或接近二 次方程的温度斜面是优选的，然而，可使用任何有效地加热组织、优化治疗时间并避免对靶 组织的热损伤的函数或其它曲线。然而，在其他实施方式中，不必使用达到所有这些目标的 温度曲线。例如而非限制，在至少一些实施方式中，治疗时间的优化可以不是必需的。
[0149] 进行了台上实验和动物实验以优化和验证Vessix系统去神经实施方式中使用的 目标温度曲线的优选实施方式。以下总结了支持选择中等增加的上升温度曲线作为优选实 施方式（尽管不是唯一）的台上实验和分析。
[0150] 执行测试以确定哪种上升时间算法会提供最佳水平的有效性和安全性。一些之前 的上升时间算法仅仅尽快达到设定温度，相信在至少一些情况下这不一定是最好的动作过 程。利用三个无量纲参数来定性地评估有效性。目标是确定在治疗区域会产生最少量的组 织烧焦、变性和脱水（基于肉眼观察），同时还提供良好有效性的算法。
[0151] 使水浴达到37°C以模拟体温，并将肝脏样本置于水浴中以模拟体内环境。通过观 察与组织接触的各双极电极对的电极组织接口的阻抗值来验证装置的良好并置。较高的阻 抗（> 500欧姆）用作良好并置的基准。
[0152] 在运行图9和10中的温度曲线之后，在各个治疗部位测量肝脏标本表面损伤的长 度和宽度、穿透深度，以及2_深处的损伤长度和宽度。分析人员不知道以什么次序进行了 哪些治疗以便减小报告的偏差。还记录任何观察到的显著组织损伤。
[0153] 图11和12以表格形式示出了有效性指标，生成这些指标以使穿透深度与其它有 效性测量有关。第一个指标是穿透深度除以表面损伤面积的平方根。该指标使表面损伤深 度与表面损伤面积以无量纲形式相联系。值100%意味着穿透深度等于表面损伤的平均大 小。下一个指标是2mm处的面积除以表面面积。该指标显示出热穿透组织的良好程度。值 100%意味着在2mm深处的面积和表面面积相同。最后一个指标是穿透深度乘以2mm处的 损伤宽度除以表面面积。该数字提供了有关损伤大体形状的信息，以及能量是否趋于从电 极径向传播或刺穿组织。值100%意味着损伤的截面面积等于损伤的表面尺寸。
[0154] 在仔细回顾所有实验数据之后，判定中等增加的上升曲线是最佳温度上升算法从 而用于某些实施方式中，尽管再次，其它目标温度曲线也可合适地与本发明公开的实施方 式一起使用。
[0155] d.控制算法
[0156] 图13和14示出了基于目标温度曲线（诸如以上所述及图7-10所示的那些）或 其它曲线控制电外科装置（诸如以上所述及图1-6所示的那些）或其它装置的能量应用的 方法的一个实施方式。控制方法可使用图1控制单元110的处理功能和/或上面进一步详 细描述的控制软件来执行，或以其它方式执行。在至少一些情况下，控制方法在使用相对简 单且稳健的能量发生器以单个输出设定（例如，电压）来同时激励多个电极或其它输送部 位的同时，提供了装置各种治疗部位处温度或其它治疗参数的精细调节，这可使系统成本、 尺寸和复杂性最小化。控制方法可使与目标温度或其它治疗参数的偏差最小化，因此在治 疗的任何时间段使得对能量发生器的需求（例如，电压需求）变化最小化。
[0157] 在一些实施方式中，基于目标温度曲线（诸如上面所述的那些）来调节射频或其 它能量的施加以提供温和受控的加热，这避免了高瞬时功率的应用，以及在微观水平下相 关的组织烧焦或其它损伤，这会造成不受欢迎的热阻隔或另外造成装置/组织接口处热传 递热传导的净减小。换句话说，通过避免温度的高波动和所产生的较大瞬时能量施加以重 建目标温度附近的温度，在导热系数处的组织完整性，导致向靶组织有效传递的能量温和 治疗输送超出电极/组织界面减少了。
[0158] 本领域技术人员认识到，尽管为了说明上面已描述的特