用于治疗支架内再狭窄的设备及方法.pdf

一种导管和导管系统使用定制的能量来重塑和/或移除身体管腔附近的目标物质，通常是重塑和/或移除患者的血管的管腔壁中的狭窄物质或组织。具有沿径向可扩张的结构的长形柔性导管本体可具有多个电极或其它电外科能量输送表面，以在结构扩张时沿径向接合管腔壁。使用电压、电流、功率、温度、阻抗大小、阻抗相位角和频率的反馈可用于有选择地控制能量的输送。

1.   一种基于输送能量来治疗脉管系统的支架内再狭窄和其它狭窄的方法，所述方法包括：
将具有近端和远端且在所述近端和所述远端之间具有轴线的长形柔性导管本体的沿径向可扩张的结构定位在所述脉管系统中的位置处，所述沿径向可扩张的结构在所述导管本体的远端附近；
使所述沿径向可扩张的结构扩张，使得定位在所述沿径向可扩张的结构上的多个电极接合组织，且使得限定电路，所述电路包括功率源、一个所述电极，以及治疗地带内的被接合的组织；以及
使用所述功率源、一个所述电极和治疗地带内的被接合的组织来激励所述至少一个电路；以及
通过使用与所述功率源联接的处理器来控制能量的输送，所述处理器验证所述电路的存在，有选择地激励电极，以及基于监测来自所述电路的反馈而调节所述电路的一个或多个参数，使得输送至所述治疗地带的能量将其中的组织加热到大约55℃至大约75℃的温度，同时使所述治疗地带旁边的组织加热至小于大约45℃，从而引起重塑狭窄部的组织反应且避免由热损害引起的后续闭塞性组织反应。

2.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述多个电极围绕扩张结构的圆周分布，以便形成电极阵列，所述电极具有在所述可扩张结构扩张时定向成大致平行于导管轴线的长形形状。

3.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述可扩张结构包括球囊。

4.   根据权利要求3所述的方法，其特征在于，定位在所述球囊上的电极包括在一个或多个柔性电路中，各个柔性电路包括单极电极或双极电极对。

5.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述电极包括不透辐射的物质。

6.   根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述一个或多个柔性电路还包括邻近至少一个所述电极的温度感测结构，所述温度感测结构电联接到所述处理器上以便提供反馈。

7.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括监测频率范围、阻抗大小、阻抗相位角、温度、功率、电压和电流中的至少一个的变化和响应于该变化来改变能量输送，所述变化与加热组织和邻近植入结构中的至少一个相关联。

8.   根据权利要求7所述的方法，其特征在于，所述处理器停止对一个所述电极的能量输送，同时继续激励另一个电极和调节对另一个电极的能量输送。

9.   根据权利要求3所述的方法，其特征在于，以大约10个大气压或更小的充胀压力来充胀所述球囊。

10.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述可扩张结构的扩张后直径为大约2mm至大约10mm。

11.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述处理器使用所述至少一个电路的阻抗大小和相位角的在一定频率范围内的组织标识轮廓曲线来使所述治疗地带中的组织特征化。

12.   根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述处理器使所述电路特征化，以便识别植入的结构。

13.   根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述处理器围绕所述脉管系统定位和特征化多个物质，且通过将不同的重塑能量施加至选择的电极来有选择地治疗不同的特征化物质。

14.   根据权利要求11所述的方法，其特征在于，所述处理器有选择地激励电极，且使用所述组织标识轮廓的相对斜率和所述组织标识轮廓之间的偏移中的至少一个来使待治疗的组织特征化。

15.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述处理器通过基于所述电路的被监测参数而调制功率、工作循环、电流和电压中的一个或多个来有选择地激励电极。

16.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，按顺序激励所述电极。

17.   根据权利要求16所述的方法，其特征在于，按顺序激励第一组电极，以便限定第一型式的治疗地带，以及其中按顺序激励第二组电极以便限定第二型式的治疗地带，以便最大限度地减小所述第一型式的治疗地带与所述第二型式的治疗地带之间的间隙。

18.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，以0.5瓦到20瓦的功率激励电极达0.5秒至180秒。

19.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述方法还包括通过收缩所述可扩张结构以及将所述导管移动至后续的位置来沿所述脉管系统的一部分重新定位所述导管。

20.   根据权利要求12所述的方法，其特征在于，处理器基于响应于所述电路的阻抗而确定所述植入结构的成分来选择能量输送。

21.   根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述功率源包括射频发生器。

22.   一种基于输送能量来治疗脉管系统的支架内再狭窄和其它狭窄的系统，所述系统包括：
具有近端和远端且在近端和远端之间具有轴线的长形柔性导管本体；
在所述导管本体的远端附近的沿径向可扩张的结构；
定位在所述沿径向可扩张的结构上以便在所述沿径向可扩张的结构扩张时接合组织的多个电极；
功率源，其与所述电极联接，使得当电极接合组织时，限定包括所述功率源、所述电极和被接合的组织的电路；以及
与所述功率源联接的处理器，所述处理器构造成验证所述电路的存在，有选择地激励接合的电极，以及通过基于监测来自所述电路的反馈而调节所述电路的一个或多个参数来控制能量的输送，使得输送至组织治疗地带的能量将其中的组织加热到大约55℃至大约75℃的温度，同时使所述治疗地带旁边的组织加热至小于大约45℃，从而引起重塑狭窄部的组织反应且避免由热损害引起的后续闭塞性组织反应。

23.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述多个电极围绕扩张结构的圆周分布，以便形成电极阵列，所述电极具有在所述可扩张结构扩张时定向成大致平行于导管轴线的长形形状。

24.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述可扩张结构包括球囊。

25.   根据权利要求24所述的系统，其特征在于，定位在所述球囊上的电极包括在一个或多个柔性电路中，所述柔性电路包括单极电极或双极电极对。

26.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述电极包括不透辐射的物质。

27.   根据权利要求25所述的系统，其特征在于，所述一个或多个柔性电路还包括在至少一个所述电极附近安装到其上的温度感测结构，所述温度感测结构电联接到所述处理器上，以便提供用于控制所述功率源的反馈。

28.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述处理器构造成监测频率范围、阻抗大小、阻抗相位角、温度、功率、电压和电流中的至少一个的变化和响应于该变化来改变由所述功率源输送至电极的能量，所述变化与加热组织和邻近植入结构中的至少一个相关联。

29.   根据权利要求28所述的系统，其特征在于，所述处理器停止对一个电极的能量输送，同时可选地继续激励和另一个电极调节对另一个电极的能量输送。

30.   根据权利要求24所述的系统，其特征在于，所述球囊充胀压力为大约10个大气压或更小。

31.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述可扩张结构的扩张后直径为大约2mm至大约10mm。

32.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述处理器构造成使用所述电路的阻抗大小和相位角的在一定频率范围内的组织标识轮廓曲线来使治疗地带中的组织特征化。

33.   根据权利要求32所述的系统，其特征在于，所述处理器构造成通过将所述组织标识轮廓曲线与通过有选择地激励电极获得的至少一个其它组织标识轮廓曲线相比较来使组织特征化，以便识别待治疗的组织和植入的结构中的至少一个。

34.   根据权利要求32所述的系统，其特征在于，所述处理器构造成围绕所述脉管系统定位和特征化多个物质，且通过将不同的重塑能量治疗施加至选择的电极来有选择地治疗不同的特征化物质。

35.   根据权利要求32所述的系统，其特征在于，所述处理器构造成有选择地激励电极，且通过使用所述组织标识轮廓的相对斜率和所述组织标识轮廓之间的偏移中的至少一个来使待治疗的组织特征化。

36.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述处理器通过基于所述电路的被监测参数调制功率、工作循环、电流和电压中的一个或多个来有选择地激励电极。

37.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，按顺序激励所述电极。

38.   根据权利要求37所述的系统，其特征在于，按顺序激励第一组电极，以便限定第一型式的治疗地带，以及其中按顺序激励第二组电极以便限定第二型式的治疗地带，以便最大限度地减小所述第一型式的治疗地带与所述第二型式的治疗地带之间的间隙。

39.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，以0.5瓦到20瓦的功率激励电极达0.5秒至180秒。

40.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述可扩张结构可扩张和收缩，以便允许所述导管沿所述脉管系统的一部分重新定位。

41.   根据权利要求33所述的系统，其特征在于，所述处理器可基于根据阻抗测量而确定所述植入结构的成分来选择能量输送。

42.   根据权利要求22所述的系统，其特征在于，所述功率源构造成包括射频发生器。

43.   一种用于治疗支架内再狭窄的方法，所述方法包括：
将能量输送导管置于支架内狭窄病灶附近，所述能量输送导管具有远端，所述远端构造成包括可扩张结构，所述可扩张结构在其上具有多个电极；
使所述可扩张结构扩张，以便使电极与组织接合，使得形成包括所述电极和组织的电路；以及
利用电联接到所述电极上的功率源来激励选择的电极，以便施加足以将狭窄组织加热至大约55℃至大约75℃的温度同时使狭窄部旁边的组织加热至小于大约45℃的重塑能量，从而引起重塑狭窄部的组织反应且避免由热损害引起的后续闭塞性组织反应。

44.   一种用于治疗支架内再狭窄的方法，所述方法包括：
将能量输送导管置于支架内狭窄病灶的附近，所述能量输送导管具有远端，所述远端构造成包括可扩张结构，所述可扩张结构在其上具有多个能量输送表面；
使所述可扩张结构扩张，以便将能量输送表面布置成充分邻近狭窄组织，以便允许能量从所述能量输送表面传递至所述组织；以及
利用联接到所述能量输送表面上的功率源来激励选择的能量输送表面，以便施加足以将狭窄组织加热至大约55℃至大约75℃的温度同时使狭窄部旁边的组织加热至小于大约45℃的重塑能量，从而引起重塑狭窄部的组织反应且避免由热损害引起的后续闭塞性组织反应。

45.   一种基于输送能量来治疗脉管系统的支架内再狭窄和其它狭窄的导管，所述系统包括：
具有近端和远端且在近端和远端之间具有轴线的长形柔性导管本体；
在所述导管本体的远端附近的沿径向可扩张的结构；以及
多个电极，其定位在所述沿径向可扩张的结构上，以便在所述沿径向可扩张的结构扩张时接合电极位置处的组织，邻近接合的电极的组织限定组织治疗地带。

46.   根据权利要求45所述的系统，其特征在于，所述多个电极围绕所述扩张结构的圆周分布，以便形成电极阵列，所述电极具有在所述可扩张结构扩张时定向成大致平行于导管轴线的长形形状。

47.   根据权利要求45所述的导管，其特征在于，所述可扩张结构包括球囊。

48.   根据权利要求47所述的导管，其特征在于，定位在所述球囊上的电极包括柔性电路，所述电路构造成包括单极电极或双极电极对。

49.   根据权利要求45所述的导管，其特征在于，所述电极由不透辐射的物质构成。

50.   根据权利要求45所述的导管，其特征在于，一个或多个柔性电路还包括在至少一个电极附近安装到其上的温度感测结构，所述温度感测结构电联接到所述处理器上，以便包括反馈器件，以通过感测至少一个电极附近的温度来控制所述功率源。

51.   根据权利要求47所述的导管，其特征在于，所述球囊充胀压力为大约10个大气压或更小。

52.   根据权利要求45所述的导管，其特征在于，所述可扩张结构的扩张后直径为大约2mm至大约10mm。

53.   根据权利要求45所述的导管，其特征在于，所述可扩张结构可扩张和收缩，以便允许所述导管沿所述脉管系统的一部分重新定位。

54.   一种基于输送能量来治疗脉管系统的支架内再狭窄和其它狭窄的方法，所述方法包括：
提供长形柔性导管本体，其具有近端和远端、在所述近端和远端之间延伸的纵向轴线，以及设置在所述远端附近的沿径向可扩张的结构，所述可扩张结构具有设置在其上的多个电极；
将所述沿径向可扩张的结构定位在所述脉管系统中的位置处；
使所述沿径向可扩张的结构扩张，以便所述多个电极接合组织，以便限定组织治疗地带；
使用与所述电极联接的功率源来激励电路，使得当电极接合组织时，可限定包括所述功率源、所述电极和接合的组织的电路；以及
使用与所述功率源联接的处理器来控制能量输送，所述处理器有选择地激励与所述组织接合的电极且基于监测来自所述电路的反馈来调节所述电路的一个或多个参数，使得输送至组织治疗地带的能量导致被治疗的组织加热至治疗温度，同时避免在旁边的组织中有由热损害引起的后续闭塞性组织反应。

55.   一种基于输送能量来治疗脉管系统的支架内再狭窄和其它狭窄的系统，所述系统包括：
长形柔性导管本体，其具有近端、远端，以及在近端和远端之间延伸的纵向轴线；
在所述导管本体上设置在其所述远端附近的沿径向可扩张的结构；
定位在所述沿径向可扩张的结构上以便在所述沿径向可扩张的结构扩张时接合组织的多个电极，邻近接合的电极的组织限定组织治疗地带；
功率源，其与所述电极联接，使得当所述多个电极接合组织时，可限定包括所述功率源、接合的电极和由所述电极接合的组织的电路；以及
与所述功率源联接的处理器，所述处理器构造成通过基于监测从所述电路获得的反馈而调节所述电路的一个或多个参数来控制能量输送，使得受控的能量输送将要治疗的组织加热至第一治疗温度，同时所述治疗地带附近的旁边组织加热至低于所述第一治疗温度的第二温度，其中所述第二温度比所述第一治疗温度低大约10℃。

用于治疗支架内再狭窄的设备及方法
相关申请的交叉引用
本申请根据35USC 119(e)请求享有2011年10月4日提交的美国临时申请No.61/542,949的权益。该申请的全部公开内容出于所有目的通过引用以其整体并入本文中。
本申请涉及在2010年2月26日提交(获准)的题为"Tuned RF Energy for Selective Treatment of Atheroma and Other Target Tissues"美国专利申请12/660,515；在2006年3月28日提交的题为"Tuned RF Energy for Selective Treatment of Atheroma and Other Target Tissues and/or Structures"的美国专利申请No.11/392,231(现为美国专利No. 7,742,795)，其全部内容通过引用并入本文中。本申请涉及2004年 9月10日提交的题为"Selectable Eccentric Remodeling and/or Ablation of Atherosclerotic Material"的美国专利申请No. 10/938,138(现为美国专利No.7,291,146)；2006年10月18日提交的题为"Tuned RF Energy and Electrical Tissue Characterization For Selective Treatment Of Target Tissues"的美国临时申请No.60/852,787；2007年4月4日提交的题为"Tuned RF Energy and Electrical Tissue Characterization For Selective Treatment Of Target Tissues"的美国临时申请No.60/921,973、2007年10月18日提交的题为"Tuned RF Energy and Electrical Tissue Characterization For Selective Treatment Of Target Tissues"的美国专利申请No.11/975,651；2009年11月12日提交的(获准)题为"Selective Accumulation of Energy With or Without Knowledge of Tissue Topography"的美国专利申请No.12/617,519；2007年10 月18日提交的题为"Inducing Desirable Temperature Effects on Body Tissue"的美国专利申请No.11/975,474；2007年10月18日提交的题为"System for Inducing Desirable Temperature Effects On Body Tissue"的美国专利申请No.11/975,383；2009年11月13日提交的题为"Selective Drug Delivery in a Lumen"的美国专利申请No. 12/616,720、2009年9月22日提交的题为"Inducing Desirable Temperature Effects on Body Tissue Using Alternate Energy Sources"的美国申请No.12/564,268；以及2009年5月13日提交的题为"Directional Delivery of Energy and Bioactives"的美国临时申请 61/177,744中的那些主题，这些文献的全部公开通过引用并入本文中。
关于联邦政府资助研究和开发下制作出的发明的声明
不适用。
技术领域
本发明大体上涉及医疗装置、系统及方法。在示例性实施例中，本发明对身体组织提供了基于导管的治疗，其还可包括管腔组织的治疗，特别是针对血管狭窄和/或针对将能量输送至管腔壁的附近。本发明的方法、系统及结构允许通常使用电诊断和/或控制信号和电外科能量进行组织治疗能量的受控输送、组织重塑和/或移除。
背景技术
医生使用导管进入并修复身体的内部组织，尤其是在身体管腔(例如血管)内的组织。本领域中已知了多种手段来用于在包围目标位置的区域中提供局部治疗效果。例如，球囊血管成形术、旋切术、激光、低温消融、支架和其它基于导管的治疗等通常用于打开已经由于疾病而变窄的动脉。
球囊血管成形术在打开狭窄的血管时常常是有效的，但是与球囊扩张相关联的创伤可能导致显著的伤口，使得球囊扩张的益处可能有时会受到限制。支架通常用来延长血管的有益打开。
与球囊扩张相结合的支架术常常是用于狭窄疾病如动脉粥样硬化的优选治疗。在支架术中，收缩的金属框架安装在引入体内的球囊导管上。支架被操纵以进入狭窄部位并且通过位于下方的球囊的扩张而扩展就位。支架术已经获得广泛的接受，并且在很多情况下产生普遍接受的结果。与血管(尤其是冠状动脉)的治疗一起，支架还可用于治疗体内的许多其它管道闭塞例如用于治疗生殖系统、胃肠道、和肺闭塞。
在经治疗的血管在其初始介入性治疗之后变得再阻塞时发生再狭窄。其通常发生在初始手术之后的六个月内。在球囊血管成形术之后的再狭窄的机制为再卷绕、动脉血管重塑和新生内膜增生的组合。有支架的节段中的晚期管腔损失是内膜增生的结果。与再狭窄的几率例如可估计为大约40%的单独的球囊血管成形术相比，已经显示支架在一些情况下将再狭窄的几率减小到大约25%。因此，现今接受血管成形术的大多数患者都以支架来治疗。再狭窄可在使用支架之后发生，且医生将其称为支架内再狭窄，其通常在支架手术之后的三到六个月看到。已经开发出若干途径来治疗再狭窄，包括消融、旋切术和药物洗脱支架。此外，还以全身药物输送(静脉内或口服)来开始工作，全身药物输送还可改善手术的成功率。用于治疗支架内再狭窄的现有的可用选择可能具有局限性，如，手术复杂性、由先前存在的植入物引起的约束、长期效力的局限性、极高的产品开发成本和漫长的管理路径、昂贵的药剂疗法，以及在诸如腿的位置中的脉管生物力学的挑战。
支架内再狭窄涉及动脉壁内的新组织的生长，且可由血小板、多形核白细胞和巨噬细胞的生物级联机制引起，导致平滑肌细胞从介质转移到在内膜层处与平滑肌细胞增生关联的内膜上。
支架内再狭窄的急性发作可以以重新定位血小板和血栓重组开始，连同促进血纤维蛋白和血小板沉积的对内皮伤口的急性炎症反应。白细胞聚集在由球囊扩张和支架植入引起的伤口中或周围。当生物级联继续时，白细胞补充被进一步维持。
随着支架内再狭窄过程继续，中间层中的平滑肌细胞改变且在进一步增生为新生内膜组织之前从中间层转移至内膜层。狭窄新生内膜组织的体积由主要包括蛋白聚糖和胶原的细胞外基质的平滑肌细胞合成来增大。
可用的介入形态都没有提供最佳的短期结果，且长期结果可能较弱。这对于常见的支架内再狭窄病灶尤其是真实的。例如，以重叠的裸金属支架来治疗扩散的长冠状动脉病灶已知是与高的再狭窄率相关联的。举例来说，药物洗脱支架被认为是在需要重叠支架的扩散的长冠状病灶的情况中显著和持续地抑制新生内膜增生的革命性方法。然而，已经显示过敏性反应或细胞毒性对于涂布有抗恶性细胞增生的药物的支架有严重的问题。Nebeker等人最近已经发表了一些数据，其提出了有与药物洗脱支架相关联的血栓形成风险的窗口延伸超过裸金属支架中看到的，因此，对于药物洗脱患者可能需要手术后抗血小板疗法(J Am Coll Cardiol(2006)，47:175-181)，其全部内容通过引用并入本文中。此外，美国食品药物管理局报告了且验尸调查提出了药物洗脱支架可能是全身性和支架内的过敏性反应的原因，其在一些情况下与晚期血栓形成和死亡相关联。可能由包括药物载体的涂层引起的这种过敏性或细胞毒性与延迟愈合和较弱的内皮化相关联(Virmani等人，Coron Artery Dis (2004), 15 : 313-318)，其全部内容通过引用并入本文中。
已经显示将能量施加到组织上促进了有益的治疗反应，包括对于身体管腔中或附近的组织的治疗。例如，受控的剂量的热能可在通过热休克蛋白(HSP)的活化进行热疗法之后起到组织减体积的作用。HPS为存在于大多数活细胞(即，哺乳动物、植物和酵母)中的蛋白质。它们通常作用类似于"伴护"，以确保细胞的正常功能蛋白在正确的时间处于正确的位置。它们浓度可响应于应激来增大，如，热、冷或缺少氧。其增加的存在可为免疫系统需要移除患病或坏死细胞的信号，且因此起到了在热治疗之后进行组织减体积的作用。美国专利申请11/975,474已经公开了有益的热引起的组织效果，其全部公开内容通过引用并入本文中。
将能量施加到能量源附近的组织上不限于引起组织减体积。例如，射频能量可用于在电生理学和神经调制领域中影响神经组织中的能量传导；常见的实例包括调节心跳的心脏消融、影响生理过程(如，大脑、消化系统、排泄过程、肾和其它器官功能、感觉功能的那些)中的传出神经和传入神经活动的较宽阵列的神经调制等。
在神经组织的热治疗的实例中，此类治疗可为消融性的或非消融性的，其中消融引起长期组织损害，而非消融能量可为神经传导的刺激或破坏的形式。神经传导的破坏可通过堵塞或干扰神经信号传输的手段来实现，例如其可通过改变神经组织性质的属性的手段来完成。破坏的持续时间和程度可为特定的生物过程定制，且可随施加到目标部位上的能量剂量变化。
在支架内再狭窄的实例中，受控地施加的射频能量可用于引起电阻性加热，且结果，组织中含有的胶原的氢键可断开。键的这样断开可导致更加顺应性的狭窄，其可围绕球囊导管进行整形，同时将低压力施加到血管壁(6个或更少的大气压)，这与常规球囊血管成形术中常见的相对较高的压力(大约10到15个大气压)相反。因此，这可便于由球囊压缩再狭窄组织，且可导致较大的血管管腔。此外，Brasselet等人已经报道了适中的加热呈现出通过涉及减少平滑肌细胞增生的机制来减少新生内膜增生的有希望的途径(Eur Heart J.(2008)29(3):402-12)，其全部内容通过引用并入本文中。
鉴于上文，将有利的是提供新的装置、系统和方法来用于诊断组织、使组织特征化、重塑组织和/或输送治疗能量到组织，组织可进一步包括身体的管腔的狭窄，且特别是血管的狭窄。具体而言，将期望提供装置、系统和方法来治疗支架内再狭窄或将能量输送至管腔附近的其它组织，其中输送受控剂量形式的能量提供了用于中断生物活性的手段。还将期望避免显著的成本或复杂性，同时提供可特征化和重塑或移除目标组织如斑块或其它狭窄物质、神经组织或其它组织(在管腔的附近发现的此类组织)的结构。还有利的是避免了必须依靠已知与扩张、热能过度输入组织等相关联的创伤，这可导致慢性炎症反应。还有益的是诊断和治疗系统可在治疗进行时提供一些反馈。
发明内容
本发明大体上提供用于治疗身体管腔附近的组织的装置、系统及方法，包括身体管腔的疾病。本发明的实施例可允许治疗和/或分析沿这些身体管腔的物质，可选地允许目标组织如神经组织、斑块、支架内的再狭窄，或其它病灶使用变频电功率或信号源特征化。组织可通过沿径向扩张血管内的电极阵列支承结构来局部地治疗。此外，使用阵列的选择的电极形成的电路可用于沿血管和在血管附近监测组织的温度和/或电特性(如，特征频率、阻抗相位角和阻抗大小)，以便将期望的治疗输送至目标组织区，同时避免旁边的组织的显著热变。可选的是，相同的电极可用于有选择地(且通常偏心地)治疗目标组织。
本发明的实施例可使用电能来有选择地加热目标组织和/或其它身体结构。例如，电能波形、应用循环、电势、输送系统等可定制成有助于将治疗能量引导到脉管系统的目标组织中，同时抑制对旁边的组织结构的损伤。定制可改善管腔疗法的效力，可减少旁边的组织损害，且在支架内再狭窄的情况下，提供了用于将能量输送至狭窄物质的手段，同时避免了由与植入的支架的直接接触引起的电接地。
对于支架内再狭窄的治疗，基于电极阵列的点附近的温度和/或电特性，连同监测特性中的变化来有选择地激励电极的能力可允许进行受控的能量输送。此外，监测电特性的变化可提供在电极接近或直接接触之前植入的支架时停止能量输送同时允许在再狭窄可仍存在的其它圆周位置处继续能量输送而直到再狭窄发生大致一致的重通的能力。用于确定物理目标(例如，从血管内沿轴向和/或径向瞄准闭塞组织)和/或确定频率目标的示例性治疗系统和方法可利用目标组织或疾病定位信息(例如，通过血管内成像或阻抗测量)，且可以可选地使用冷却来保护沿管腔壁的至少一些组织。
在第一方面中，本发明提供了一种用于诸如重塑和/或减少患者的身体管腔的物质或附近的物质的目的来输送能量的能量输送导管系统。该系统包括具有近端和远端的长形柔性导管本体，轴线位于近端与远端之间。优选为构造成包括电极的至少一个能量输送表面设置在远端附近。功率源电联接到能量输送表面上。功率源以电能形式激励能量输送表面，这有助于能量加热目标物质，同时抑制旁边的组织损害。
另一方面，本发明提供了一种用于分析血管的血管壁的方法及系统。该方法包括以探头(最优选为包括扩张结构)的电极来接合血管壁，以及以变频功率源来激励电极。改变功率源的频率，且通过监测电路的依赖频率的特性来特征化血管壁的目标位置。电路包括功率源、电极和接合的血管壁。系统包括脉管探头，其具有近端、远端，以及设置在远端附近来接合血管壁的至少一个电极。变频功率源可联接到电极上，使得在电极接合血管壁时，可形成电路(包括功率源、电极和接合的血管壁)。处理器可与变频功率源联接，处理器构造成通过监测电路的依赖频率的特性来控制对血管壁的一个或多个目标治疗地带的能量输送。
可选的是，探头在血管内沿径向扩张，以便抵靠血管壁来接合多个电极。扩张的探头的电极大体上可限定沿周向分布的电极阵列，且阵列的电极可由探头的相关联的可扩张结构支承。可扩张结构可包括球囊，或作为备选，具有支柱的可扩张的笼，其可在血管内回弹性地且独立地扩张，以便将阵列联接到非圆形管腔内的血管壁上。阵列的偏心子集，可选地目标组织附近的单个电极或成对电极，可被激励来使组织局部地特征化，且/或使用重塑电势来偏心地治疗特征化的目标组织。对重塑的反馈可通过在重塑期间施加变频信号的同时监测电路的温度和/或一个或多个特征或通过至少暂时地停止重塑来获得。
在示例性实施例中，特征化的目标组织可包括血管的狭窄部分，且重塑可响应于电路的温度和/或电特性停止。例如，重塑可响应于组织标识(signature)信号(如，阻抗相位角和选择的频率或频率范围的大小)的变化来停止，该信号可与组织温度、与支架的金属本体的实际或迫近的电接触等相关。目标组织可使用组织标识和/或组织标识轮廓来特征化，其中标识轮廓包括曲线或数据集，其代表整个频率范围的不同频率下的多个组织标识测量结果。目标组织可通过测得的组织标识轮廓与至少一个其它组织标识轮廓的比较来特征化，且可允许围绕管腔的圆周偏心地选择电极。一些实施例可选地通过检查标识轮廓的组织标识测量结果的子集的变化来允许在植入物或其它无机物体、目标组织和未治疗的其它组织之间进行区分。组织标识轮廓可针对患者的已知组织(如，使用血管内超声波或其它已知的技术识别的健康组织)来标准化和/或基准化。目标组织可使用组织标识轮廓的相对斜率或组织标识轮廓之间的偏移(且优选两者)来特征化。轮廓的频率范围通常将延伸到50KHz以下，通常从低于大约50KHz延伸至超过1MHz，且在一些实施例中，从大约4Hz延伸至大约2MHz。
一些实施例将适于在5mm或更大的深度处对围绕血管或在血管的壁的附近分布的多个局部物质进行治疗或特征化，且可选地适于利用使用电极的不同重塑治疗来有选择地治疗特征物质。
在许多实施例中，在血管的扩张之前、期间和/或之后增加温和的加热能可在降低并发症的同时提高扩张有效性。加热的益处可通过将外膜层的加热限制在有害反应阈值以下来提高(和/或抑制并发症)。在许多情况下，内膜和/或介质的此类加热可使用小于大约180秒，通常小于60秒，且有时是10秒或更短的加热时间来提供。功率的范围可为从小于0.5瓦到20瓦或更大。在一些情况中，可在较短的时间段使用较高功率，而在其它情况中，可在较长的持续时间使用很低的功率。通过将电路的驱动势与目标组织的相位角相匹配来将能量高效地耦合至目标组织可提高期望的加热效率，从而有效地使电功率曲线下方的区域最大化。相位角的匹配不必是绝对的，且同时与特征目标组织的完全相匹配可具有一些益处，备选的系统可预设适合的电势来大致匹配典型的目标组织；但实际相位角不必精确地匹配，目标组织内的加热定位可明显好于使用标准功率形式。
在许多实施例中，电极可使用闭环控制来激励。最典型的是，发电机可受控来改变电压或电极激发时间，使得受控的输出保持大致恒定；作为备选，电流可变化。此外，控制回路参数可选自功率、阻抗、阻抗相位角和温度中的一个或多个。可连同本文所述的实施例使用的功率发生和控制在题为"Power Generating and Control Apparatus for the Treatment of Tissue"的美国专利申请61/342,191中描述，该申请的全部公开内容通过引用并入本文中。
在功率用作被调节的参数的实施例中，电压和电流可被测量，且可根据预设或限定的功率设置点来调制电压以在容限内实现相对恒定的功率输出。可选的是，电压与电流之间的相位角差可包括在功率计算中，以基于相位角差进行功率因数修正。
在阻抗用作被调节的参数的实施例中，基于组织温度和/或组织状态的变化而测量到的阻抗或阻抗相位角的变化可用于限定阈值，在该阈值下，可停止或允许功率继续，其中功率被调制来将限定的阻抗或相位角保持在容限内达一段时间。
在温度用作被调节的参数的实施例中，包括热电偶、热敏电阻、红外线传感器等的温度传感器可用于测量温度，其中限定的温度或温度范围可连同功率调制用来将传感器附近的温度保持在一定温度范围内。在一些实施例中，被提供功率的电极附近的区中的相对一致的温度可通过形成基准电压和改变一个或多个电极的激发时间使得电极被激发而达到一定的温度且然后通过通往各个电极的功率的工作循环的控制来保持温度来实现。功率控制方案可计算具有最大吸收量的电极的功率需求，且然后调制在给定时间间隔内(最通常是几分之一秒)具有较少功率吸收量的电极的激发时间。
在一些实施例中，电压、电流、阻抗和温度中的一个以上可用作闭环控制参数。例如，电流可为闭环控制参数，其中功率输送至高度传导性的物质如金属支架附近。在此情况下，在阻抗处于或低于给定水平时，限制电流可为谨慎的，如，通过停止功率输送。或者，在功率受限制的控制算法(这将在阻抗下降时增加电流)的情况中，人们可附加地限制在处于或低于给定阻抗水平下输送的最大电流。该方法具有在阻抗降到给定阈值以下时减小功率的效果。可选的是，一些实施例可使用能量的脉宽调制和能量的幅度调制中的一个或两者作为控制手段。
在能量同时输送至多个电极的实施例中，可通过具有其自身的控制回路的单独的独立电路或通过按顺序激发这些电极来对电极供能和控制。电极可同时地激发、以子组合按顺序激发、以组合的方式激发或以任何顺序独立地激发。例如，电极组合可选择成以便最大限度地减小治疗地带之间的空间，其中治疗地带可由成对电极之间的组织体积限定。例如，支架内再狭窄可需要围绕管腔的整个圆周输送能量，但管腔的敞开部分可能不与健康的血管的自然中心同心。在该情形中，独立的成对双极电极可被激励和控制，直到达到期望的温度，或直到到达植入的支架的附近。可以可选地又选择电极对，以便填充第一组织治疗地带之间的间隙，且受控的能量输送可重复，使得基本上管腔的整个圆周都接受治疗。在用于治疗支架内再狭窄的优选实施例中，电极对按顺序被激励来产生第一型式的治疗地带。接下来激励的电极对然后被指示产生与第一治疗地带有至少一定程度的重叠的第二型式的治疗地带，且然后按顺序被激励来完成待使用的能量输送剂量。
组织治疗可涉及通常以射频、微波和/或超声波能量的形式对电极施加能量。该能量将被控制，以便限制管腔壁附近的目标组织和/或旁边组织的温度，例如，以便限制动脉结构的内膜层的支架内再狭窄部的加热。在一些实施例中，表面温度范围为大约50℃至大约90℃。对于温和的加热，表面温度的范围可为从大约50℃至大约75℃，而对于更猛烈的加热，表面温度的范围可为从大约75℃至大约90℃。以从大约50℃至大约75℃的范围将目标组织的加热限制成小于表面温度，使得大量组织温度主要保持在50℃到55℃以下，这可抑制本来可导致狭窄的免疫反应。例如，大约50℃至大约75℃之间且最优选在大约50℃至大约65℃之间的相对适度的表面温度可足以在治疗期间、在治疗之后不久，和/或治疗之后超过一个小时、超过一天、超过一星期或甚至超过一个月，通过组织对治疗的治愈反应使蛋白键变性和断开，以便提供更大的血管管腔和改善血流。
附图说明
图1A示出了扩散动脉粥样硬化疾病，其中较大长度的多个血管具有有限有效直径。
图1B示出了血管内的易损斑块。
图1C示出了一些血管的急转弯曲或曲折。
图1D示出了在分叉处的动脉粥样硬化疾病。
图1E示出了与四肢的动脉粥样硬化疾病相关联的病灶。
图1F为支架的破裂或腐蚀的图示。
图1G示出了血管内的解剖。
图1H示出了围绕健康动脉的动脉壁的周向尺寸。
图1l示出了围绕再狭窄动脉的动脉粥样化的周向分布。
图2示意性地示出了根据本发明的能量输送导管系统。
图3示意性地示出了用于重塑动脉粥样硬化物质的导管系统，该系统包括图2的导管。
图4示出了图2的导管系统的可扩张的笼和相关联的电极阵列。
图5和图6示出了在圆周阵列中具有交错的沿轴向偏移电极的示例性笼结构。
图7A-E示出了使用图2的导管系统的示例性动脉粥样硬化物质重塑和/或移除方法。
图8-10示意性地示出了用于有选择地激励图2的系统中的电极的控制器。
图11示出了用于有选择地激励图2的系统中的电极的备选控制器。
图12A-H示出了形成有独立支柱及其构件的备选笼结构，支柱具有局部加强的宽度以用作电极表面。
图13为示出通过不同电极施加不同的功率水平以便偏心地重塑动脉粥样硬化物质的示意性截面视图。
图14A-E为穿过身体管腔的截面侧视图，其示出本文描述的治疗方法和装置的附加方面。
图14F-H为穿过身体管腔和治疗装置的截面视图，其示出偏心治疗方法和装置的附加方面。
图15A和图15B示出了明胶动脉模型中的偏心治疗装置和方法。
图16为示例性导管组件的透视图。
图17A示出了通过纵向移动在血管内确定物理目标。
图17B示出了通过径向电极启动在血管内确定物理目标。
图17C示出了通过启动径向和纵向电极组合来确定物理目标。
图18示出了患病和非患病的组织的电阻抗-频率特征。
图19示出了通过包围较低阻抗的组织来防护高阻抗组织免受电流的影响。
图20示出了使用多个沿径向间隔开的电极的电阻抗测量。
图21示出了多频疗法的变型。
图22示出了使用来自外部源的物理组织特性与电阻抗测量来确定期望或最佳的能量设置。
图23示出了分布成跨过多个电极来测量触头和组织阻抗的四电极测量系统。
图24示出了利用非离子流体注满血管来将能量引导至血管壁和周围的组织，以减少原生流体的损失。
图25示出了使用来自外部源如IVUS的组织信息来自动地诊断和治疗血管内的病灶的闭环控制系统的一个实施例。
图26A示出了外部控制箱中的开关机构。
图26B示出了导管的远端处的开关机构。
图26C示出了导管的近端处的开关机构。
图27示出了斑块的选择性治疗。
图27A-C示出了可用于对斑块进行分析或特征化的组织的频谱相关性。
图28A-D示出了使用以导管系统的示例性实施例来治疗的动物脂肪模型的组织的台顶重塑。
图29A和图29B示出了利用导管系统的示例性实施例的血管内成像和偏心重塑。
图30为示出图2的系统的可用于管腔内的组织和其它物质的分析和特征化的构件的简化示意图。
图31A-J图解示出了在可用于对接合和设置在图2的系统的电极之间的物质进行分析和特征化的频率范围中的相位角与阻抗之间的关系。
图32示出了图2的系统的特征化和选择性治疗的多种组织。
图32A-C示出了与组织的治疗相关联的频率范围中的相位角与阻抗之间的关系随治疗之前和之后的组织的组织学图像的变化。
图33示意性地示出了图2的系统的备选实施例，其中扩张结构包括球囊。
图33A示意性地示出了定位成将能量输送至身体管腔附近的组织的图33的系统。
图34为图33的球囊的截面视图。
图35A为具有闭塞的身体管腔的截面视图。
图35B为支架的扩张手术和植入之后的图35A的身体管腔的截面视图。
图35C为具有支架内再狭窄的后续发展的图35A-35B的身体管腔的截面视图。
图35D-35F为定位成用于图35C的身体管腔中和治疗图35C的身体管腔的系统的截面简图。
图36示出了图2和图33的系统的能量输送和电极间距之间的关系。
图37示出了七天施加1瓦8秒的组织学结果。
图38示出了八天施加2瓦2秒的组织学结果。
图39A和图39B示出了七天施加4瓦1秒的组织学结果。
图39C示出了三十天施加4瓦1秒的组织学结果。
图40A和图40B示出了七天施加2瓦4秒的组织学结果。
图40C示出了三十天施加2瓦4秒的组织学结果。
图41A示出了七天施加3瓦2秒的组织学结果。
图41B示出了三十天施加3瓦2秒的组织学结果。
图42为具有温度感测器件的电极构造的示意图。
图43A和图43B为分别具有和没有植入的支架的4瓦2秒的全周向能量输送的温度图。
图44A和图44B为分别具有和没有植入的支架的4瓦1秒的全周向能量输送的温度图。
图45A和图45B为分别没有和具有植入的支架的4瓦2.5秒接着是4瓦1.5秒的能量输送的时间-温度图。
图46为具有植入的支架的4瓦2.5秒接着是4瓦1秒的能量输送的时间-温度图。
图47为具有植入的支架的4瓦2.5秒接着是4瓦1.5秒的能量输送的时间-温度图。
图48为具有植入的支架的4瓦2秒接着是4瓦1秒的能量输送的时间-温度图。
图49A-49C示出了分别在手术前、手术后不久和在手术后90天的患者No.001的支架内再狭窄。
图50A-50C示出了分别在手术前、手术后不久和在手术后90天的患者No.002的支架内再狭窄。
图51A-51C示出了分别在手术前、手术后不久和在手术后90天的患者No.005的支架内再狭窄。
图52A示出了猪的左股动脉的4W x 2s x 1s能量输送的27天的组织学结果。
图52B示出了猪的左回肠动脉的4W x 2s x 1s能量输送的27天的组织学结果。
具体实施方式
本发明提供了治疗和/或分析管腔附近的一个或多个管腔组织的装置、系统和方法。导管置于其中的解剖结构例如可为食管、口腔、鼻腔、咽鼓管和鼓室、大脑静脉窦、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、肾、肝、输尿管、射精管、输精管、尿道、子宫腔、阴道腔和子宫颈管道。本发明将特别用于对沿动脉的物质进行特征化和治疗，以便打开动脉管腔和增大血流，进一步包括由于之前的支架植入而形成的狭窄。重塑可涉及施加通常为射频、激光、微波或超声能量势形式的电外科能量至能量输送表面，如，电极、天线和其它此类能量输送结构)。该能量将优选为受控制，以便限制目标组织和/或旁边组织的温度，例如，限制在目标组织旁边的健康组织的加热。在许多实施例中，能量将受控制以将血管的外层或外膜的最大温度限于不超过大约65℃。抑制非目标组织(如邻近支架内再狭窄的内膜层)的加热可抑制本来可导致进一步再狭窄的免疫反应。许多实施例可将足够的能量施加至目标组织来引起高达大约85℃或更高的加热，同时通过选择性施加加热能量来抑制旁边的损害。相对适度的加热能量可足以在治疗期间、在治疗之后不久，和/或治疗之后超过一小时或甚至超过一个月通过对治疗的治愈反应来使狭窄物质变性和收缩，以便提供较大的血管管腔和改善的血流。
可通过将平滑肌加热至47℃到48℃来避免平滑肌收缩，而事实上不会将其杀死或切除。肌动蛋白和肌球蛋白会变性，但所需的氧化性新陈代谢酶保持完整。这可促进管腔扩张或至少防止收缩(即，通常关联为急性心绞痛发作的原因的血管成形术球囊扩张血管再卷绕或血管痉挛)。另外，热能必须足够低以防止"热固定"，其中组织类似于福尔马林固定而"固定"，这阻止期望的免疫者系统启动的组织减体积。作为组织温度作用的总体指导，以下是在给定温度下落入2到10秒持续时间范围内的组织温度相关性的列表：
　42℃=蛋白质变性
　41℃至44℃=DNA敏感性
　43℃=自动除极化
　45℃=线粒体分解
　47.5℃=收缩蛋白分解
　48℃=不能去极化
　50℃=血细胞变为无组织的
　50℃=细胞内毒性
　50℃=不可逆的细胞死亡
　＞50℃=肿瘤。
甚至在一秒内以射频能量引起治疗温度可导致较长持续时间的升高的温度，这归因于累积的热，热持续地热扩散到周围组织中。不可逆的细胞死亡温度在上文中提出，但实际上包括能够有此类效果的较宽范围的温度。这些温度可由y=0.011x+55.01的"线拟合"算法来以数学的方式描述，而y轴线为温度(℃)，而x轴线为时间(秒)。这将不可逆的细胞死亡展示为温度-时间的关系，其中上文所述的斜率从1秒处的55℃开始，到达1000秒处的45℃。在高于55℃的温度下，细胞死亡的时间过短而不能有效测量，且在低于45℃的温度下，所需的时间过长而不可用。过度或不受控的施加高于60℃的组织温度变得能够有立即组织减体积，但可使健康的血管组织狭窄、烧焦、穿孔或汽化。这些组织温度作用的实例为：
　72℃至86℃=类型1胶原分解
　85℃=血液凝固/凝集
　82℃至96℃=类型3胶原分解
　100℃=细胞内/孔隙流体相变-＞100℃的"爆开"=组织干燥
　100℃至200℃=组织葡萄糖粘住电极
　＞200℃=快速汽化/细胞爆炸(切割)、碳化。
热疗法可引起有助于组织减体积的热休克蛋白的活化。热休克蛋白存在于大多数活细胞中，以确保细胞正常功能蛋白在正确的时间在正确位置。它们浓度可响应于应激来增大，如，热、冷或缺少氧。其增加的存在可为免疫系统存在需要移除的患病或坏死细胞的信号，且因此起到了在热治疗之后组织减体积的作用。活化热休克蛋白但避免施加足以引起非期望的组织损害的能量的受控的能量输送可提供用于对管腔壁附近的组织输送治疗效果的有效手段。该生物反应可对治疗支架内再狭窄特别有利，其中对热能的短期反应可用于增生狭窄组织生长(其自身为对支架的扩张和/或存在的慢性炎症反应的产物)的减体积，同时避免了可导致进一步的再狭窄的热损害。因此，管腔附近的组织的能量治疗可包括目标组织的温和的加热、移除、变性、收缩、熔化等。可选的是，动脉层内的目标物质可变性，以便改善血流或中断生物机能，同时避免生成后续可由于组织伤害而引起闭塞的碎片或病灶。双极电极构造是最优选的实施方法，以便较好地控制能量流，以有选择地治疗管腔壁附近的组织。
本发明的实施例通常将提供电外科能力，适于测量狭窄、动脉粥样化和/或脉管壁的感测或成像。因为狭窄可关于血管的轴线偏心超过50%的时间，可能高达(或甚至超过)75%的情况。本发明的装置和方法通常将特别适用于通常响应于管腔附近的物质的周向检测或成像而偏心地引导治疗。尽管本文所述的方法和装置允许进行此类偏心治疗，但装置还可用于通过有选择地以径向对称型式引导能量来治疗径向对称的管腔或组织。
尽管本发明可结合支架术和/或球囊扩张使用，但其特别适用于增大已知支架术和球囊血管成形术在其中具有局限性(如，支架内再狭窄的治疗，以及扩散疾病)的血管的打开直径，其中狭窄沿动脉的较大长度传播，而非局限在一个区域中。本发明还可提供治疗管腔壁的表面附近但不在该表面上的组织的优点，例如，在高达5mm或更高的深度处的组织。本发明还可有利地用于治疗曲折的急剧弯曲的血管，因为不需要支架在此类血管的急剧弯头内前移或扩张；这还可包括腿部的动脉，在该处，现有的支架已经由于植入物破裂、持续扩散疾病或血管曲折而复杂化。更进一步的有利应用包括沿分叉(其中侧分支阻塞可能成问题)和在植入物可能由于尺寸限制或阻碍支架使用的其它因素而未达到该位置的外周四肢(如腿部、脚和手臂)中的治疗。
本发明的实施例可测量电路的阻抗，且特别是包括与管腔壁或其它组织联接的电极的电路。交流(AC)电路的此类阻抗测量通常可包括阻抗的实部或大小的测量，以及阻抗的虚部或相位角的测量。以适合的频率由联接到电极上的组织生成的阻抗大小和相位角可提供组织标识。为了提高组织标识测量的准确性，可采用多个独立测量(通常是三个或更多)且求平均值。通过在一定频率范围内的多个不同频率下测量组织标识，可生成组织的标识轮廓，其中标识轮廓可选地包括整个频率范围的相位角和大小的曲线或曲线拟合。例如，测量可以以一个频率，或少到2个不同频率，或高达100或更多的不同频率进行。在一些实施例中，可比较组织标识测量，且/或较小数目(2到10或5到50)的此类测量可包括在组织标识轮廓中。组织标识测量可取决于测量条件(包括电极/组织联接的构造)，特别是在通过在由可沿径向扩张的支承结构支承的两个电极之间传输双极组织感测电流来执行测量时。尽管如此，不同患者的不同组织的相对组织标识和/或标识轮廓，特别是相对偏移和/或相对斜率，通常将足够一致，以允许组织标识和标识轮廓用于在植入物表面、目标组织、电极附近的组织中的一个或多个之间进行区分。
此外，本发明可利用组织性质中的差异。如果一个组织比另一个类型的组织具有更好的导热性(k)，则其将快速地将热导离。如果一个组织比另一个类型的组织具有较低的比热容(cp)，假如相同的能量施加到相同的质量上(和体积上，假定相对类似的组织密度)，则其温度将升高更多。如果一个类型的组织具有较密的脉管系统，或其可靠地较接近良好灌注的区域，则其将热快速地导离。
可选的是，可采用可通过血管内超声波、光学相干断层成像等来特征化的组织的基准测量，以有助于区别相邻的组织，因为组织标识和/或标识轮廓可因人而不同。此外，组织标识和/或标识轮廓曲线可标准化，以便于识别不同组织之间的相关的斜率、偏移等。一旦已经针对一定数目的不同患者和测量条件下在组织标识和不同组织的轮廓之间形成了充分的频率和轮廓相关性，则可提供至少一些患者的组织特征化，而不必依靠其它基准组织特征方法。相关性可包括阻抗大小、相位角中的任一个，包括相对斜率和/或其偏移。
图1A和图1B分别示出了扩散疾病和易损斑块。图1C示出了可由四肢的动脉粥样硬化疾病引起的脉管。图1F示出了可导致动脉的最终再狭窄的支架结构部件破裂。
参照图1G至图1I可理解动脉解剖和再狭窄。动脉包括三层：内皮细胞层、中间层和外膜层。在血管成形术期间，内层可分层或与壁部分地分开，以便形成如图1G中所示的解剖体。此类解剖体会转移且可妨碍血流。如通过比较图1H和图1I可理解的那样，血管成形术是相对有侵入性的手术，其可伤害血管的组织。响应于该伤害、支架的存在和/或原来的动脉粥样硬化疾病的继续发展，打开的动脉可再狭窄，或后续如图1I中所示那样直径减小。
大体上，本发明提供了一种导管，其由医生相对快速且容易地使用。本发明的导管系统可允许动脉打开至其标称或本来的动脉直径的较大百分比。在一些实施例中，动脉可打开高达大约85%，而短期的打开可小于85%。可使用温和的加热而使用足够的功率来将组织局部地加热至范围为大约50℃至大约65℃的温度来实现快速的狭窄减小。
作为备选，可执行较温和的治疗，例如，在治疗完成时提供大约50%原来直径的管腔，但其可在后续的治愈过程完成之后提供原来的血管打开直径的高达80%或更高(见图3)。经治疗的管腔组织的再吸收是通过目标组织治疗区域进行的优选生物反应。一些实施例可将至少一些狭窄组织加热至范围为大约55℃至大约80℃的温度。高达大约100℃的较高温度可用于组织治疗的目的。
在其它实施例中，可控制加热，以便提供范围在大约50℃至大约65℃之间的组织温度，其中一些实施例受益于大约63℃的最大组织温度。有利的是，本发明的系统和方法可在通常与球囊血管成形术相关联的球囊扩张压力(6个大气压或更低，与10个或更高的大气压相反)以下使用，从而避免已知的慢性地导致再狭窄的基于解剖和扩张的组织伤害。可选的是，组织的治疗可在单次手术时段期间重复，或在一个月或更久(甚至在一年或更久)之后重复，以提供或保持管腔的期望开度。
为了将组织的表面温度保持在大约50℃至大约65℃的范围，使用选择成诱发期望的组织反应的功率和时间的组合来将功率施加到治疗地带(电极对之间的组织)。表1示出了使用多种电极能量设置和实现的表面温度-时间在尸体主动脉上完成的实验测试的样本结果。通过使平均功率的范围介于0.5秒到10秒内1瓦至5瓦之间，达到的表面温度在50℃至65℃之间。以下的表1中示出了试验剂量。

关于特定对内的电极的长度和间距，这些因素与功率和阻抗相互关联。当电极的长度缩短时，由发电机感知到的阻抗将上升，但组织的体积将降低，以便发电机上的功率设置可降低。在电极之间的间隙加宽时，由发电机感知的阻抗也将上升，但组织的体积也将上升，使得发电机上的功率设置应当增大。因此，在缩短电极长度和增大电极间距时，存在对负载阻抗的大致相反的作用。
治疗的期望功率、能量和时间同样时相互关联的，且还可与电极几何形状至少相关。一般来说，长时间施加较低的功率的治疗趋于导致相对较高的总能量的治疗，而短时间的较高功率的治疗趋于导致较低能量的治疗。如果电极间距加倍，则功率可增加到四倍。传送至组织中的功率可针对特定的电极构造被校准和缩放比例，通常以便将功率和能量密度保持在期望的范围内。
功率设置可通过改变电极构造来缩放比例。例如，如果电极的内边缘与边缘的间距加倍，则由于组织的体积变成大约4倍，故可施加大致4倍的功率。因此，略微不同于本文所述的示例性实施例的电极构造可在大约4到20瓦的功率范围内使用。缩短电极且因此缩短和减小重塑地带的体积还可影响可施加到组织体积上的功率的大小。
参看图36，为了量化该组复杂关系和界定示例性治疗装置在其中操作的优选空间，可生成这些参数中的若干的安全值之间的经验关系且以表格形式图解地提供，或通过数学关系提供。描述特定的有利关系的示例性等式为：功率=b*x^2*L*(t^(-0.59))，其中b为0.2到0.6的范围中的参数，x为以毫米为单位的电极的内部边缘间间距，L为以毫米为单位的电极的长度(且也是重塑地带的近似长度)，功率单位为瓦，且t为以秒为单位的时间，b具有瓦/(mm^3)*(秒^0.59)的单位。由该等式描述的范围中的示例性治疗包括使用本文描述的示例性电极几何形状的治疗，如，4瓦2秒、3瓦3秒、2瓦4秒和1瓦12秒。此外，很低的功率和长持续时间的治疗如0.25瓦180秒也包括在该关系中。备选的适合治疗范围落入图36中所示的曲线组内或在该曲线组附近，其示出了电极大小实现的最大功率和时间的近似数字。另外的备选治疗参数值可参照表2来理解，表2示出了一些不同电极对几何形状的功率和时间的不同组合的总能量。

图2和图3中示意性地示出了示例性导管系统10。能量输送导管12包括具有近端16和远端18的导管本体14。导管本体14为柔性的，且限定导管轴线20，且包括吸出管腔22和冲洗管腔24(见图3)。可为如下文所述的引导线、成像系统等提供另外的管腔。管腔22可用于感测和/或成像以及吸出。
导管12包括邻近远端18的可沿径向扩张的结构26和邻近近端16的壳体28。远侧末梢30可包括一体的末梢阀，以密封吸出管腔22，且允许引导线通过、成像等。
近侧壳体28包括与吸出管腔22处于流体连通的第一连接器32。吸出管腔22可具有在可扩张结构26内的吸出端口，以便允许碎片和气体从可扩张结构内吸出或吸出。吸出管腔22还可用作用于引导线、血管内成像导管和/或沿远侧前移的血管内辐射治疗导管或再狭窄抑制药物的接近管腔。因此，连接器32可有选择地容纳成像导管34，成像导管34具有可在导管本体14内前移而接近和/或穿过远端18的动脉粥样硬化物质检测器36，检测器通常包括血管内超声波换能器、光学相干断层成像传感器、MRI天线等。成像导管34的成像连接器38将允许围绕轴线20沿周向测量动脉粥样硬化厚度的成像信号传输至显示器39。
可选的是，连接器32还容纳再狭窄抑制治疗导管40，该治疗导管这里包括血管内辐射导管。此辐射导管可包括辐射源42，辐射源42又可在导管本体14内向远侧前移而到达或超过可扩张结构26。
近侧壳体28的第二连接器44与冲洗管腔24(见图4)处于流体连通。第二连接器44可联接到冲洗流体源上来用于引入传导或非传导液体等，理想的是用于引入肝素化盐水。第一连接器32和第二连接器44两者可选地包括标准连接器，如，Luer-Loc^TM连接器。在图3中，连接器44示意性地示为联接到吸出真空源/注入流体源45上。
现在参看图16，示出了示例性的导管系统280。在该实施例中，导管本体282包括仅单个管腔，该管腔足够大以将成像导管容纳在其中，且还用作冲洗管腔来将冲洗流体带至冲洗端口284。管腔可在冲洗端口284的远侧减小直径，其中减小直径的部分286将成像导管配合地收纳在其管腔内，以便将冲洗流体沿径向向外引导穿过多个冲洗端口。在使用图14A-14H中所示的方法来重塑动脉粥样硬化物质时，该实施例可特别有用，其中适度的加热改善了血管尺寸，可选不需要吸出。
导管本体282可包括编织的轴，其中传导线(例如，铜线或铍铜线)涂布有高温和/或高强度绝缘物质，如，聚酰亚胺层等。编织线可夹在形成导管本体282的轴的物质层之间。例如，轴可包括多个聚乙烯层、内Teflon^TM PTFE层、外尼龙层等。
轴282的线可编织成以便在电流穿过它们时抑制在线之间的电容损失。当将电流从能量源传输至导管系统的电极的线和将电流从电极传输回能量源的线不平行而是成角度(理想的是垂直)时，可减小电容损失。这可通过以适合的节距或每英寸一定数目的高峰来编织线而实现。可包括导管系统280的笼结构170，其中笼结构将参照图12A-12H来更详细地描述。引导件286可延伸穿过笼170，且可包括对于成像导管透明的物质，可选地包括HDPE、PET等。
现在参看图2、图3和图4，近侧壳体28还容纳电连接器46。连接器46包括多个电连接件，其各个均经由专用导线52电联接到电极50上。这允许电极50的子集容易被激励，通常以双极或单极射频能量来激励电极。因此，电连接器46通常将经由控制器47联接到射频发生器上，其中控制器允许能量有选择地引导至接合的管腔壁的偏心部分。当使用单极射频能量时，可(例如)由外部电极或导管本体14上的电极提供患者接地。处理器49可操纵来自成像导管34的信号以在显示器39上生成图像，可协调吸出、冲洗和/或治疗，且可使治疗与图像自动地配准。
处理器49通常将包括计算机硬件和/或软件，通常包括运行机器可读的程序指令或代码来实施本文所述的一个或多个方法中的一些或所有的一个或多个可编程处理器单元。代码通常将体现为有形的介质如存储器(可选地只读存储器、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、记忆棒等)。代码和/或相关联的数据和信号还可经由网络连接(如，无线网络、以太网、因特网、内部网)传送至处理器或从处理器传输出，且一些或所有代码还可在导管系统10的构件之间传输，且经由一个或多个总线在处理器49内传输，且适合标准或专有通信卡、连接器和线缆通常将包括在处理器中。处理器49通常将构造成通过以软件代码对处理器编程来至少部分地执行本文所述的计算和信号传输步骤，软件代码可写为单个程序，一系列单独的子例程或相关的程序。处理器可包括标准或专有数字和/或模拟信号处理硬件、软件和/或固件，且通常将具有充分的处理功率来在患者治疗期间执行本文所述的计算，处理器可选地包括个人计算机、笔记本计算机、平板计算机、专有处理单元或它们的组合。还可包括与现代计算机系统相关联的标准或专用输入装置(如，鼠标、键盘、触摸屏、操纵杆等)和输出装置(如，打印机、扬声器、显示器等)，且可在较宽范围的集中或分布式数据处理构架中使用具有多个处理单元(或甚至单独的计算机)的处理器。
大体上，本发明可利用高度弹性的可扩张结构，特别是球囊或可扩张结构，其由结构部件形成，穿孔分开结构部件以便限定笼。此类结构可在移除动脉粥样硬化物质之前、期间和/或之后符合动脉的直径。这种可扩张性允许电极直接接触目标区域，但本发明的系统还可利用传导性流体环境来完成射频能量通路，或相反地，使用非传导流体来提高引导穿过组织的能量。多个电极可围绕可扩张结构的中间部分沿周向分布，且这些电极的子集可被启动以允许进行偏心的组织治疗。
图4中更详细地示出了可扩张结构26。可扩张结构26可在从限制护套内释放时回弹性地扩张，或可通过可选地使用拉线、内导管本体58等来朝远端18(见图2)拉动末梢30来扩张。这里，可扩张结构26包括具有一系列结构支柱或元件54的穿孔结构或笼，结构支柱或元件54在其间具有开口或穿孔56。例如，穿孔56可通过在柔性管物质中切割长形切口来形成，或笼可通过编织长形线或带或其它此类适合的结构来形成。
可扩张结构26大体上包括近侧部分60、远侧部分62和其间的中间部分64。各个电极50沿中间部分64安装在相关联的笼元件54上，其中相关联的导线52从电极向近侧延伸。电极50以阵列的方式围绕轴线20沿周向分布，相邻的电极优选为沿轴向偏移，理想的是在近侧轴向位置与远侧轴向位置之间交错或交替。这允许双极能量在相邻的周向(有时轴向地偏移)电极之间、相邻的远侧电极之间，相邻的近侧电极之间等引导。
在一些实施例中，近侧阻隔66和远侧阻隔68随着可扩张结构26的近侧部分60和远侧部分62沿径向扩张。阻隔66、68抑制电极50附近生成的任何碎片和气体在身体管腔内行进超过导管12。阻隔66、68还允许至少部分地隔离的环境形成在身体管腔内，例如，通过以对电极更有利的流体环境来替换血管内的血液。可提供备选的阻隔来代替(或结合)阻隔66、68，包括相对于可扩张部件26、弹性唇部或其它此类阻隔结构沿轴向偏移的一个或多个球囊。在其它实施例中，可在不生成显著的碎片的情况下实现重塑，期望的治疗环境可设有局部的冲洗和/或吸出流，以便一些系统放弃阻隔的使用。
示例性可扩张结构26通过在超弹性合金管中切割槽口来形成，如，镍钛合金或Nitinol^TM管。如可参照图6理解的那样，可扩张结构54可具有周向宽度80，其在电极和/或电极安装位置82附近增大。如可在图5中看到的那样，如上文所述，电极安装垫82附近的宽度80的局部增大可沿轴向偏移。形成可扩张部件54的槽口且因此可扩张部件自身例如可为0.8英寸的长度，其中可扩张部件具有大约0.25英寸的周向宽度。
现在参看图7A和图7B，可看到可收缩圆锥形式的可扩张阻隔的侧视图和端视图。阻隔66这里包括以硅树脂涂布的编织的Nitinol^TM线84，例如，通过将超弹性合金的编织物如Nitinol^TM编织物浸渍在液体硅树脂中，且允许其变硬。然后，此圆锥可安装在可扩张结构的近侧部分和远侧部分上。如上文所述，可使用多种备选的阻隔膜片。图7C示出了笼75，其具有直接地涂布在笼上的一体式阻隔77。阻隔77包括聚氨酯，其可非常抗撕裂。备选的阻隔膜片可包括其它物质，如PT1-E，等。
现在参看图8和图9，由聚酰亚胺合金可扩张部件54支承的示例性电极50可涂布有高温聚合物。导线52如上文所述从电极50向近侧延伸。高对比不透辐射的标记如金、铂或铂/铱合金可附接到这些支柱上或附近。标记还可用作电极。
现在参看图33、图33A、图34、图35A-F，本发明公开了一种用于使用导管系统来重塑动脉组织的方法，导管系统使用适度加热来提供范围在大约50℃至大约65℃之间的组织表面温度，以温和地重塑组织，使得动脉可打开。该方法包括以第一压力扩张动脉管腔内的导管球囊，第一压力使球囊与动脉组织相接触。多个电极634与动脉组织650联接，以便在球囊620与动脉组织650接触时在动脉组织650中限定多个重塑地带。然后，以相关联的期望量的双极组织重塑能量激励多个电极对634A-634F，以便以相关联的期望的组织重塑能量来加热多个重塑地带中的各个，该重塑能量构造成避免肌肉收缩且抑制管腔的短期闭塞和长期闭塞两者。在一些情况下，可能期望获得待治疗的组织(其可利用如血管内超声波、光学相干断层成像等手段来特征化)的基准测量结果。可采用基准测量来有助于区分相邻的组织，因为组织标识和/或标识轮廓可因人而不同。此外，组织标识和/或标识轮廓曲线可标准化，以便于识别不同组织之间的相关的斜率、偏移等。
如图33中所示，用于在本发明中使用的导管系统的一个实施例包括血管成形术导管，其中多个电极634安装在血管成形术球囊620的外部上。射频控制器49、发电机或功率源642和连接线缆46向导管提供能量。导管可为大约135cm长，且可设有范围为大约2mm到大约10mm的球囊直径，以便适应常见的动脉尺寸。导管使用旨在改变管腔660附近的组织(如，支架内再狭窄或其它患病组织)的机械能和辐射能，从而产生较大的动脉管腔。生成的温度较低，且总施加时间短于现今执行的大多数血管成形术手术。导管装置与标准血管成形术设备相容，从而允许使用常规血管成形术技术经由对侧的或同侧的公共股骨通路接近脉管系统。导管系统10包括具有导管本体14的球囊导管12，导管本体14具有近端16和远端18。导管本体14为柔性的，且限定导管轴线20，且可包括一个或多个管腔，如，导线管腔或充胀管腔。如果其它治疗或应用，如，注入、流体输送、成像等期望的话，则可提供其它管腔。导管12包括可充胀球囊620。壳体629包括与导管管腔622连通的第一连接器626，以及与充胀管腔624处于流体连通的第二连接器628。充胀管腔624在球囊620与第二连接器28之间延伸。第一连接器626和第二连接器628两者可选地包括标准连接器，如，Luer-Loc^TM连接器。壳体629还容纳经由导线636电联接到电极634上的电连接器638。这允许电极634容易地被激励，电极通常由控制器49和功率源642激励，如，双极或单极射频能、微波能、超声波能或其它适合的能量源。在一个实施例中，电连接器46经由控制器49联接到射频发生器上，其中控制器49允许能量有选择地被引导至电极634。电极634安装在球囊620的表面上，其中相关联的导线636从电极向近侧延伸。电极634可以以许多不同的型式或阵列布置在球囊620上。系统10可用于能量的单极或双极应用。为了输送单极能量，在导管轴14上或在患者皮肤上使用地电极，如，地电极垫。为了输送双极能量，相邻的电极沿轴向偏移，以允许在相邻的周向(沿轴向偏移)电极634之间引导双极能量。
参看图33、图33A、图34和图35D，在阵列或子阵列的所选电极之间的多路复用可通过有选择地激励多个电极对来实现，如，由634A-634F所示的那些，用于子阵列的治疗地带设置在成对的电极之间，以便能量穿过其间。例如，从围绕球囊620分布的电极634A、634B、634C、634D、634E、634F选择的一对电极(其中选择的电极可选地定位成彼此相对)可被激励，且然后关闭，然后另一对被激励，以此类推。激发顺序的实例可为634A和634D，然后634B和634E，然后634C和634F。成对的电极之间的双极电势可在相同普通组织区中产生能量路径653，其中消散在组织中的功率可选地保持大致恒定。电极组合634A-634F可选择成以便最大限度地减小治疗地带之间的由能量路径653代表的空间，其中治疗地带可由成对电极之间的组织体积限定。例如，支架内再狭窄可需要围绕管腔的整个圆周的能量输送，但管腔的打开部分可不与健康的血管的自然中心同心(例如，如图35A中所示)。在该情形中，独立的成对电极634A-634F可被激励和控制，直到达到期望的温度，或直到到达植入的支架652附近(图35E)。电极对可选地又被选择，以便填充第一组织治疗地带653之间的间隙，且受控的能量输送可重复，使得基本上管腔的整个圆周都接受治疗，且如图35F中所示那样恢复。对于治疗支架内再狭窄最优选的是，选自634A-634F的第一多个电极对按顺序被激励来产生第一型式的治疗地带。然后，选自634A-634F的索引的多个电极对选择成以便产生第二型式的治疗地带，其与第一治疗地带至少一定程度重叠，且然后按顺序被激励来完成待使用的能量治疗剂量。支架内再狭窄的示例性能量剂量可为对第一组多个电极提供4瓦的功率2秒，且对第二组多个电极提供4瓦的功率1秒。
现在参看图13，本文所述的导管系统的控制器可将不同功率水平分送至不同的电极对。例如，响应于动脉粥样硬化物质AM的轴向分布，如图13中所示，控制器可将50瓦的能量引导至第一电极230，将30瓦的能量引导至一对第二电极232，且将仅10瓦的能量引导至一对第三电极234。其它电极可没有能量引导至它们。在一些实施例中，引导至不同电极的不同功率可通过控制工作循环来提供，例如，通过激励一个或多个电极50%的时间来提供50瓦，通过激励电极30%的时间提供30瓦，以此类推。循环的功率和持续时间可为实现期望治疗的任何值，例如，可包括在温度调节闭环控制算法内计算的功率和时间。
现在参看图34，球囊620大体上包括联接到充胀管腔624上的近侧部分630，以及联接到导线管腔622上的远侧部分632。当以流体或气体充胀时，球囊620沿径向扩张。在一些实施例中，流体或气体可为非传导的和/或冷却的。在一些实施例中，球囊620可为加压至6个大气压或更小来接触动脉组织的低压球囊。在其它实施例中，球囊620为标准血管成形术球囊。球囊620可包括顺应性或非顺应性球囊，其具有皱褶来便于将球囊从沿径向扩张的充胀构造重新构造成低轮廓构造，特别是用于再定位或在使用之后移除。在优选实施例中，球囊620包括顺应性物质，且充胀至6个大气压或更小的压力。
将射频能量直接输送至样品需要单极或双极通路。在单极构造中，存在单个极或电极，能量从单个极或电极发出，且接地板或垫吸收该能量且完成电路。该构造在电极处产生了高于接地垫处的能量密度，在电极处产生与电极的几何形状和施加到电极上的功率直接相关的单个影响区域或治疗地带。当单极电极的表面面积增大时，治疗地带的尺寸也增大。双极构造使用两个极或电极来在电极之间建立电场，因此产生用于电流流动的传导路径。不同于仅表面面积对治疗地带是决定性的单极电极构造，双极电极构造具有三个决定因素：电极间隔、平行长度和宽度；其中各个均具有对治疗地带的单独的且不同的效果。
考虑到各个决定因素对受影响的治疗地带的效果，以及由发电机感知的总体阻抗，电极之间的间隔或距离具有最大的效果，之后是平行长度，且最后是电极宽度。电极间隔由库仑定律决定，其中在很近的距离处，由发电机感知的阻抗很小，且当电极的间隔增大时，阻抗以与其间隔的平方成比例的速率增大。当该间隔增大时，因为阻抗的增大而生成了较高的势能，从而产生了较大的通量密度，这导致了较大的治疗深度。增大由两个电极共用的平行长度的效果引起治疗地带仅增大与平行电极长度的增大那样多。不存在附加的深度效果，仅有增加长度引起的增大。该附加的长度引起由发电机感知的阻抗减小，因为用于电流流过的电势平行路径增加。电极宽度对治疗地带具有最小的效果，且与电极间隔由相同的定律来确定。当电极的宽度逐渐地增大时，由于置于现有电极元件的外缘上的各个增量元件的平方反比定律，故增加的效果很小。尽管该效果可能很小，但其有助于减小通过减小电极对的内缘处的电流密度而生成的表面热。当电极物质的传导性由于最小电阻路径变为组织而非电极自身而接近组织的传导性时，该效果放大。
参看图33和图33A，导管系统10的具有远端18和球囊620的导管本体14定位在身体管腔内，使得电极634可输送能量至电极634附近的组织，如，管腔壁650的组织和管腔壁660附近的组织。组织650和660的类型和位置可为达到大约1cm或更大的距离的身体管腔附近内发现的任何类型，其中最优选的距离为大致在大约5mm或更小内。
现在参看图35A-35F，动脉粥样硬化(图35A)为影响动脉管腔壁650的常见形式的组织疾病，其导致较大减小管腔直径651或完全闭塞的管腔(未示出)。本领域的普通技术人员将认识到，管腔壁650包括内膜层、中间层和外膜层，且可进一步包括许多细胞和/或组织状态和类型，因为其可涉及期望由输送治疗能量来治疗的特定组织位置和/或生物过程。
如图35B中所示，血管成形术和支架结构652的植入通过短期形成增大的手术后管腔651A来导致血流的恢复。血管成形术和支架植入是用于治疗动脉狭窄的公知手段，然而治疗管腔的再狭窄经常作为可响应于血管成形术手术而发展的生物级联的副产物而出现。
再狭窄涉及动脉壁内的新组织的生长，这可由血小板、多形核白细胞和巨噬细胞的生物级联机制引起，导致平滑肌细胞从介质转移到在内膜层处与平滑肌细胞增生关联的内膜上。支架内再狭窄的急性发作开始可为重新定位斑块和血栓重组，连同促进血纤维蛋白和血小板沉积的、对内皮伤害的急性炎症反应。白细胞聚集在由球囊扩张和支架移植引起的伤口中或周围。当生物级联继续时，白细胞补充被进一步维持。在支架内再狭窄过程继续时，中间层中的平滑肌细胞改变且在进一步增生为新生内膜组织之前从中间层转移至内膜层。狭窄新生内膜组织的体积由主要包括蛋白聚糖和胶原的细胞外基质的平滑肌细胞合成来增大。
图35C、图49A、图50A和图51A示出了支架内再狭窄如何可导致被治疗的管腔在后续减小。由于上文所述的生物过程，手术后的管腔直径651A减小至管腔直径651B。尽管支架结构652保持无损，但管腔壁650中的细胞的增生完全地包绕支架结构652，使其在保持管腔开放方面无效。再狭窄和存在植入的支架的组合对有效治疗提供了若干挑战。由于再狭窄可为由原来的血管成形术手术引起的局部创伤的结果，故再执行血管成形术可能无效。此外，存在植入的支架结构652可在第二支架内血管成形术手术期间被损害的风险。机械消融手术为用于治疗支架内再狭窄的血管成形术的备选方案，然而机械消融通常可导致更多组织创伤，且还带来了损坏支架结构652的潜在可能。热消融为血管成形术的附加备选方案，然而，与组织的消融移除相关联的高温也可导致组织损害，且由于消融部位附近的组织的热创伤而引起管腔最终再狭窄。因此，避免对管腔壁650中的相邻组织的创伤热损伤和避免对支架结构652的破坏的用于使支架内再狭窄热减体积的手段和手术呈现出优于目前可用的治疗手段的进步。
现在参看图35D，图33中的导管系统10的球囊620示为处于在接近再狭窄直径651B(图35C)的直径下与管腔壁650进行充胀接触的状态。球囊压力足以提供电极634A-634F与管腔壁650之间的电接触，使得能量路径653可按需要形成在各种电极634A-634F之间。组织的第一次分析可通过经由能量路径653使用一定频率范围内的能量脉冲施加能量测量阻抗来进行，通过使用如本文所述的其它成形形态如IVUS等来进行，或通过结合起来使用阻抗分析和成像来进行。对于示范性目的，球囊620示为具有多个电极634A-634F，然而可围绕球囊620的圆周分布任何数目的电极。此外，能量路径653出于示范性目的示为在特定电极之间，但还可形成在使用单级构造、双极构造和带电极多路复用的双极构造而形成一对的任何电极之间。该布置产生了穿过组织的能量路径653，其将能量或热("组织重塑能量")输送至电极对634A-634F之间的特定治疗地带或组织节段("重塑地带"或"治疗地带")，其在特定深度处在电极对之间具有一定体积。使用不同电极对的组合可通过使用重叠对来减小或消除重塑地带之间的间隙。
通过使用双极系统中的一对电极634A-634F，组织重塑能量将在重塑地带中穿过电极对之间的非目标组织、目标组织或非目标组织和目标组织两者的组合中的一个或多个。可以以不同型式或阵列使用任何数目的电极对来产生一定数目的重塑地带。控制器49(图2和图33)可施加恒定功率、恒定电流、恒定电压或调节至恒定温度，任何一个都具有最大的优点。能量的治疗剂量可使用本文所述的加热和控制方法施加到管腔壁650上，以引起支架内再狭窄的收缩和重塑，使得目标组织可通过施加能量来减体积，同时避免了非目标组织加热至可导致组织创伤和进一步导致后续的管腔狭窄的程度。
现在参看图35E，示出了发展中的支架内再狭窄的热治疗。球囊620可直径进一步增大，以保持组织与管腔壁650接触，但球囊620中的压力并未用作管腔扩张的手段。当球囊620的电极634继续沿路径653输送治疗能量时，管腔壁650的之前闭塞的组织缩小，导致管腔开放的恢复。当开放恢复时，支架结构652可开始露出。由于可有选择地被激励电极634A-634F，故某些特定电极可停止被激励，或可不选择来激励，这取决于电极634与支架结构652的接近程度或实际接触。如图所示，电极对634F和634A已经由于电极634A与支架结构652之间的接触点而停止被激励。作为备选的实例，电极634E和634F选择成被激励，直到电极634F与支架结构652之间发生实际接触，或可由于电极634F足够邻近支架结构652而停止被激励。电极对634D和634E和电极对634B和634C可继续被激励，直到达到实际接触或足够邻近支架结构652。由电极对沿能量路径653在电路中形成的阻抗的变化可用于确定支架结构652与电极634的邻近性，且可用于基于治疗之前和/或期间的组织特征来有选择地激励电极634A-634F。
现在参看图35F，在由管腔壁650对之前的支架内再狭窄进行热治疗之后的所得的管腔直径651C相对于之前直径651B(图35C)增大。出于图示的目的，管腔651C示为大致相当于支架结构652的内径。管腔的最终直径可为基于能量输送、组织温度控制、医生选择要求等的任何优选直径。
用于治疗支架内再狭窄的方法还可构造成包括使用本文所述的相同能量输送和组织治疗装置和方法来治疗血管的超过带支架部分的病灶，或带支架部分之间的病灶。这在扩散动脉疾病的情况中是特别有利的，其中通常具有带支架内狭窄、支架之间的狭窄和/或沿动脉长度的较大部分的狭窄的动脉区段。
在使用本发明的物理实施例的支架内再狭窄的热治疗的一个优选实例中，球囊充胀至足以引起管腔组织与电极之间的电接触的压力。球囊压力可为大约20个大气压或更小，更优选为大约10个大气压或更小，或最优选为大约6个大气压或更小。使用图35D的示范性电极布置，电极对634F和634A、634B和634C、634D和634E利用大约4瓦的功率激励大约2秒。后续选择备选的电极对634A和634B、634C和634D、634E和634F且以大约4瓦的功率激励大约1秒。向目标组织提供了大约65℃或更小的治疗重塑能量。
控制器49(图2和33)可利用大约0.25到5瓦的平均功率激励电极1到180秒。较高能量的治疗可在较低功率下且以较长持续时间执行，如，0.5瓦90秒，或0.25瓦180秒。使用较宽的电极间距，扩大治疗的功率和持续时间将是适当的，在此情况下，平均功率可高于5瓦，且总能量可超过45焦耳。同样，使用较短或较小的电极对将需要缩小平均功率，且总能量可小于4焦耳。功率和持续时间校准成不足以引起严重破坏，且特别是不足以消融血管内的患病组织48。除了别的之外，适于和/或用于本系统中的适合的方法和装置还可在美国专利号5,098,431;5,749,914;5,454,809;4,682,596;和6,582,423中描述；这些参考文件中的各个的全部公开内容通过引用并入本文中。
不同组织类型具有引起组织比其它更容易地吸收一定频率或频率范围的能量的不同的特征电阻抗。通过在组织更容易传导的特定频率或频率范围下施加能量，能量更容易地穿透组织。频率的选择试图通过确定目标组织的阻抗等于或大于非目标组织所处的频率或频率范围来将更多能量输送至目标组织，如，通过在阈值频率处或以下操作。例如，在特定频率或频率范围下输送的能量比在那些特定频率外输送的能量可使更多的热消散在旁边的组织中。
闭环控制可参照图25来理解。在频率范围上且跨过多个电极的阻抗测量可用于验证电极关于组织标志的位置，可选地通过治疗之前和期间与伴随的管腔内测量装置如IVUS的相关性。来自超声波或其它源的关于组织状态的数据(可选地包括温度变化、电极与组织界面阻抗、组织阻抗、电极与组织或血液接触，以及管腔内几何形状或组织类型)可由控制器用作对闭环控制系统366的输入。
参看图33-35F，能量输送可通过使用闭环控制由用于调节电极634的激励的控制器49(图3、图33)来控制。最通常的是，发电机642可受控制来改变电压，使得实现恒定的功率输出；作为备选，电流可变化。此外，控制回路变量可选自可变的功率、阻抗、阻抗相位角和温度中的一个或多个。
在功率用作被调节的参数的实施例中，电压和电流可被测量，且电压可根据预设或新限定的功率设置点来调制，以在容限内实现相对恒定的功率输出。可选的是，电压与电流之间的相位角差可包括在功率计算中，以基于相位角差进行功率因数修正。在阻抗用作调节的参数的实施例中，基于组织温度和/或组织状态的变化测量到的阻抗的变化可用于限定阈值，在该阈值下，可停止或允许功率继续，其中功率被调制，以将限定的阻抗保持在容限内一段时间。
在温度用作被调节的参数的实施例中，可选的温度传感器670或703(分别由图33A和图42示出)包括热电偶、热敏电阻、红外线传感器等，可用于测量温度，其中限定的温度或温度范围可连同功率调制用来将传感器670或703附近的温度保持在一定温度范围内。在图42中所示的本发明的一个电极实施例中，一个或多个电极700可安装在球囊上，如，球囊620(图33A)，其中电极700包括柔性电路，其被进一步构造成包括电极导线701、多个能量输送表面702和具有导线704的温度感测器件703。温度感测器件703可包括热敏电阻、热电偶、红外线传感器等，且可将测量信息经由导线704发送至功率控制回路。电极700可构造成包括不透辐射的物质，其中一个优选的途径为传导性不透辐射的物质，如，金、铂等，其用于构成多个能量输送表面702中的一个或多个。围绕球囊620的电极700的分布的数目和型式可为任何型式，其提供了充分一致的手段来将能量输送至组织治疗地带，同时避免了对旁边组织的较大热损害。为了有助于电路的柔性和有助于最大限度地减小未扩张的球囊轮廓，导线701和704可包括基材，其具有低至大约0.0005英寸的厚度，基材具有薄至0.5盎司每平方英尺的传导层。电极700的一个或多个表面可包括聚合物，以用于粘附到球囊620和/或在导线701、704与组织之间提供阻隔。
电压、电流、阻抗和温度中的一个或多个可用作闭环控制参数。例如，电流可为闭环控制参数，其中功率输送至高度传导性的物质如金属支架附近。在此情况下，在阻抗处于或低于某一/预定/预先确定的水平时，限制电流可为谨慎的，如，通过停止功率输送。或者，在功率受限制的控制算法(这将在阻抗下降时增加电流)的情况中，人们可附加地限制在处于或低于某一/预设阻抗水平下输送的最大电流。该方法具有在阻抗降到某一/预设阈值以下时减小功率的效果。可选的是，能量的脉宽调制和能量的幅度调制中的一个或两者可包括在控制手段内。在一些情况中，支架的阻抗可通过其成分(例如，钴铬-镍钛、聚合物、聚合物涂层等)的性质而足够地变化，以便提供一定范围的阻抗，其可指出与支架接触或邻近。在一些实施例中，阻抗可用于通过比较无支架的新生内膜狭窄组织的已知基准电特性和比较那些特性与支架内狭窄组织的特性来识别植入支架的性质且/或相应地定制能量输送，使得测量的差异可归因于植入支架的性质，由此处理器和发电机可通过考虑支架的存在而相应地应用控制参数。在一些实施例中，已知支架类型的已知电特性的表格可结合到能量输送控制算法中，使得能量输送轮廓可通过组织分析或通过操作者选择来自动地选择。在能量输送可清楚地补偿植入支架的性质的实施例中，能量输送可被控制成避免对具有温度敏感属性(如，成分的物质、涂层等)的支架造成热损害。
参看图25，使用闭环控制治疗控制器366的阻抗测量可便于治疗控制，闭环控制治疗控制器366使用利用系统处理器的硬件和/或软件。在频率范围上和跨过多个电极的此类控制可用于监测和验证物理变化，如，在施加区域中的组织收缩或组织的变性。该数据可用于验证由其它管腔内观察技术如超声波观察到的物理变化。与来自管腔内测量装置370的输入(如超声波)组合的来自阻抗测量368的数据可用于根据控制器或处理器模块372的预定规则组确定电极的选择。这类控制系统还可在自动模式中使用来诊断和治疗患病的管腔内组织、支架内再狭窄或其它此类目标组织，或识别管腔附近的目标组织和将能量引导至目标组织。
电极切换的实施可使用多种选择性激励电极电路、开关类型、开关位置等中任一种，其中的一些在图26A-26C中示意性示出。电极开关可位于外部仪器或外部控制箱374中，以便为导管378的各个电极提供一个外部连接器点376，其中每个电极380的一条线延伸至导管的本体，在导管本体中延伸和/或沿导管本体延伸。作为备选，电极开关机构386、388可分别嵌入导管382、384中，在导管的近端附近用于外部切换，或在导管的远端附近用于内部切换。有限数目(例如，4个)的线390可从开关机构向近侧延伸，同时每个电极的一条线可从开关机构向远侧延伸。分离的电极与射频发生器或阻抗测量装置的连接可通过机电或固态手段来实现。
设置在导管的远端处的开关机构可具有优点。如果位于导管上，则开关机构可位于远端处，以减少导管的本体中或在近端处的线的数目。在位于导管的远端处的开关机构的实施例中，外部控制电路可选地经由用于阻抗测量的相同的线来与开关机构连通。还可使用在导管的近端或其它位置处的开关机构。如果开关机构提供性能或成本方面的优点，则开关机构可位于导管上的近端或任何其它位置处。
在能量同时输送至多个电极634(图34、图34D)的情况下，可通过具有其自身的控制回路的单独的独立电路，或通过使用相同电路(在此情况下，控制回路还按顺序闭合)按时间顺序激发一个或多个电极634来对电极634供能和控制。
图13-17B示出了在动物研究中完成的测试的组织学结果。图13示出了在手术后的七天施加1瓦8秒，其在台顶测试中具有50℃的最大表面温度，示出了在插入箭头部位处的平滑肌的适度缩短。图14示出了在手术后八天施加2瓦2秒，其在台顶测试中也具有50℃的最大表面温度。图15A、图15B示出了在七天施加4瓦1秒，而图15C示出了手术后的三十天。存在对应于各个电极(黑色箭头)的明显的热施加。还将出现对血管壁的一些胶原区域的热变。这提出了大部分组织温度仅略高于60℃。图16A、图16B示出了在手术后七天施加2瓦4秒，而图16C为三十天。载片示出了各个电极组织界面(黑色箭头示出治疗地带的边缘)处的热疗法。还存在深入胶原区域中的对应的热效应，以及组织收缩的总体观察。附图还示出了治疗地带之间的组织中的还导致胶原变性的一些热扩散。这指出了电极下方的热沉积的局部区域可达到70℃或更高。当然，存在温度梯度，其在电极之间倾斜且沿径向远离电极，且在血管和周围的组织中更深。图17A示出了手术后七天施加3瓦3秒，而图17B为三十天。
在本发明的一个方面中，导管系统10可用于治疗附加于或不同于支架内再狭窄的管腔目标组织，这可通过参照图7A至图7E来理解。出于示范的目的，在以下论述中的目标组织将为未位于身体管腔的带支架部分中的动脉粥样硬化，然而治疗方法可理解为代表将治疗剂量的能量输送至管腔壁附近的任何目标组织的方法。在一些情况中，可能期望沿管腔治疗狭窄位置，在该处，一些在支架内，而其它的在支架外，因为通常扩散动脉疾病未定位在带支架位置。此外，图7A-7E出于示范目的示出了笼；然而，可扩张的结构可为由本发明涵盖的那些中的任一种。如图7A中所见，治疗部位的接近通常将涉及使导线GW在血管V内前移，且更通常是向远侧前移超过动脉粥样硬化物质AM的目标区。可使用多种导线。为了接近具有完全闭塞的血管，导线GW可包括适用于穿过此完全闭塞的任何市售导线，包括SafeCross^TM射频系统导线，其具有向前看的光学相干反射谱和射频消融。在动脉粥样硬化物质AM不会导致管腔的完全闭塞的情况下，不必在导线GW中提供此能力，但可提供其它有利的特征。例如，导线GW可包括远侧球囊，以将导线保持就位，且进一步抑制消融碎屑等的移动。导线GW可在荧光检查(或其它)成像下进行定位。
导管12在导线GW上向远侧前移，且定位在动脉粥样硬化物质AM附近，通常朝闭塞的远侧部分，这可参照图7A和图7B来理解。可扩张的结构26在血管的管腔内沿径向扩张，以便电极50沿径向接合动脉粥样硬化物质AM。例如可通过拉动延伸穿过导管本体14来联接(直接地或间接地)联接到可扩张本体26(见图4)的远侧部分62来使可扩张结构26扩张。作为备选，内导管本体58可关于外导管本体14向近侧移动，其中内导管又联接到可扩张本体的远侧部分上。其它备选方案是可能的，包括将护套从可扩张本体周围取回，以及允许可扩张本体、笼26(图2)沿径向向外弯曲，或经过充胀球囊620(图33)。在至少一些实施例中，不论从导管12的近端促动或简单地通过释放可扩张本体，限定可扩张本体的结构部件都可包括处理成沿径向向外扩张的弹性或超弹性物质，如，通过热固化超弹性Nitinol^TM金属、聚酰亚胺等。在一些实施例中，导线GW可在消融导管定位和/或可扩张本体扩张之后被移除。当动脉粥样硬化物质AM围绕导管12偏心地分布时，一些电极50直接地接合管腔壁W，这可参照图7B和图7C理解。
图像导管34定位在导管12的管腔内，以便检测器42延伸至动脉粥样硬化物质AM附近。成像导管在导管12内和/或穿过导管12操作，以便测量如图7C中所示的围绕导管12同心的动脉粥样硬化物质的厚度，其中测量通常在多个轴向位置处进行，以便测量血管内的动脉粥样硬化物质AM的轴向变化，此测量通常向近侧进行。在许多情况下，如图7C中所示，动脉粥样硬化物质AM将在血管壁内偏心地分布。应当注意的是，没有血管壁部分需要完全不被动脉粥样硬化物质覆盖，以便测量分布指出闭塞偏心，因为沿血管的一部分或一侧的相对较薄的动脉粥样化层可在厚度上不同于血管V的相对侧上的很厚的动脉粥样硬化物质层。在一些方法中，沿一侧的所有动脉粥样化的重塑和/或消融可导致电极/血管壁仅在治疗开始之后接合。
在一些情况下，成像导管34可允许从血管内识别和/或特征化支架内再狭窄、动脉粥样硬化物质、斑块、组织、病灶等。例如，成像导管34可确定狭窄的轴向和/或周向定位来用于治疗。在治疗旨在针对管腔的完全或部分狭窄以便加强穿过的管腔的血流的情况下，治疗可定制成在管腔直径和血流方面提供短期和/或长期的增大。导管34可用于提供类似于通过组织学获得的信息，以便指出目标组织的成分(例如，通过识别和定位支架、平滑肌细胞、脂质池、钙化等)。可使用血管内超声波、光学相干断层成像术、血管内MRI天线和其它基于导管的成像系统或非侵入式成像形态，如MRI系统。
可从多个厂商商购获得用于在本导管系统中使用的适合的成像导管。例如，适合的技术和/或导管可为SciMed Life Systems和Jomed-Volcano Therapeutics(血管内超声波导管供应商)、LightLab^TM Imaging(开发和销售用于血管内成像的光学相干断层成像导管)、Medtronic CardioRhythm等市售的。可使用其它备选技术，包括超快核磁共振成像(MRI)和电阻抗动脉粥样化深度测量、光学相干反射谱。
本文所述的系统、装置和方法可选地利用成像技术和/或组织检测器装置，其至少部分地(可选地完全地)设置在身体管腔外，可选地设置在患者身体外。可使用的非侵入式成像形态包括X射线或荧光检查系统、MRI系统、外部超声波换能器等。可选的是，外部和/或血管内组织检测器还可用于提供温度信息。例如，具有MRI天线的系统可检测组织温度，使得治疗穿透的图解指示可呈现在系统显示器上。组织温度信息还可从超声波和/或光学相干断层成像系统获得，且温度信息可用于引导进行的治疗的反馈，以用于选择要治疗的组织(例如，通过识别热斑块或易损斑块)。此外，如图33A和图42中所示，一个或多个温度传感器670或703可在可扩张结构620上安装在能量输送表面634或702的附近，以在将治疗能量剂量输送至管腔附近的目标组织区域期间提供组织温度感测。
正如导线GW的定位和导管12的前移那样，成像导管34的传感器30的定位可由荧光检查或其它成像形态来促进。传感器36相对于可扩张结构26的位置可由传感器36附近的导管34的不透辐射的标记促进，且由不透辐射结构(或位于其上或附近的对应的不透辐射的标记)可扩张结构26来促进，和/或通过使用包括不透辐射物质的电极来促进。通过举例的方式，金和铂为两种常见的不透辐射的物质，其可为期望的选择，因为它们也是传导性的，然而可使用任何生物相容性的不透辐射的物质。
通过在血管V内扩张可扩张结构26，可选的附近和远侧阻隔66、68(见图4)可在血管内形成至少部分地且优选基本隔离的环境。该环境可适于通过从设置在近侧阻隔66与远侧阻隔68之间的吸出管腔22的端口吸出血液或通过以如上文所述的期望流体冲洗隔离的环境来改善后续的重塑和/或消融。在提供时，可选地同时地执行吸出和/或冲洗，以便在受控的环境内生成流动，以移除任何汽化气体、消融碎屑等。
现在参看图7C和图7D，周向成像通常指出了治疗能量应当对准血管壁W的偏心部分或区R。为了有助于使电极与周向目标组织分布配准，可扩张结构26的一个支柱具有可识别的图像，允许了支柱用作旋转配准键。作为备选，不透辐射的标记可用于包括球囊的可扩张结构。配准电极可使用血管内成像来实现，如，血管内超声波(IVUS)、光学相干断层成像("OCT")或血管内MRI，可选地使用外部成像，如，荧光检查、核磁共振成像("MRI")等。还可使用电子配准。响应于该信息，射频能量被引导至区R内的电极。这些被主动地激励的电极限定整个电极阵列的子集，且电极的该子集的选择可使用如本文所述的控制器来实施。
现在参看图7E，如上文所述，可能不需要从血管内部完全地移除所有狭窄物质。提供具有标称自然管腔直径的达到80%或更大的有效直径的打开管腔可能就足够。重塑治疗可提供范围从大约30%至大约50%的短期有效打开直径。在一些实施例中，以激励的电极或其它能量引导表面对目标组织产生的热治疗可导致目标组织的后续的再吸收，以便在治疗终止之后通过愈合过程提供血管的进一步打开，如表3中的数据指出的那样。
在一些实施例中，可扩张结构可抵靠管腔壁W保持扩张，同时导管12在管腔(例如，血管)内移动，导管通常在能量治疗期间或之间向近侧被拉动。作为备选，可扩张结构可重复地收缩，导管12的轴向移动用于可扩张结构的重新定位，其中在沿管腔壁附近的目标区域的多个治疗位置中的各个处的结构在后续扩张。可使用沿周向围绕导管12的重复的血管内成像或其它措施，其中能量通常暂时停止，以便允许在手术期间间断地采集图像。可获得最终图像来验证能量治疗已经成功。
现在参看图8和图9，备选控制器92a、92b利用从射频发生器94供应的射频功率来有选择地激励导管12的电极。可使用较宽范围的射频能量类型，包括500Khz的脉冲，不同类型的波形等。在控制器92a中，调节简单拨盘96来指向待激励的期望的电极对。可选的是，"键"电极可通过电子的方式或通过提供电极、电极支承部件或附接的标记来与血管内成像系统配准，标记在血管内成像显示器上呈现清楚的图像。这简化了沿目标区域的一个或多个偏心电极对的选择。有利的是，导管12不必旋转到适合的定向，以将治疗能量偏心地准确输送至管腔壁的圆周附近的组织。控制器92b包括类似的能力，但允许操作者选择多个电极来用于在其间驱动双极射频能量，提供了较大的灵活性而允许同时激励多个电极。如可参照图10理解的那样，还可使用类似于图8和图9的那些的单极控制布置。患者接地可由患者接地板、离笼26有5cm近的环形电极2等来实现。再次，不需要导管旋转来将导管的活动侧定向在目标组织附近，因为可通过电极选择控制器来选择各种偏心定向。
图12A-12H中示出了示例性可自动扩张的笼。如可从这些附图中清楚的是，电极可制造为支柱172的一部分，笼例如由支柱172形成，使用了设置在支柱的轴向中心部分中的各个支柱的局部加宽部174的沿径向向外定向的表面，这可在图12B和图12E中看到。各个臂均可由单件物质形成，可选地包括Nitinol^TM镍钛形状记忆合金，其中支柱可选地从Nitinol^TM管上用激光切割出。例如，电极/笼可涂布有高温聚合物如聚酰亚胺。电极174可通过阻止涂布或从相关联的支柱172(如图12E中所示)的期望部分移除涂层来形成，以便电极表面露出来与组织接触。至少活动电极表面可涂布有高传导性金属，如，金、银、铜合金等，且涂层将优选为保持和经受笼结构的柔性，其中涂层物质可选地卷起等。通过将传导电极限制为适合的构造(通常沿径向向外定向)，可限制电极与管腔内的血液或其它传导流体之间的电联接。支柱可与彼此分开，且在结构上以绝缘物质支承，如，紫外线("UV")固化或热收缩套筒、聚乙烯、Nylon^TM，以形成笼170。许多成像形态(包括血管内超声波、光学相干断层成像、血管内MRI等)可通过将图像检测结构定位在金属结构(如，Nitinol^TM形成的笼)内而至少部分地被阻挡或降级。因此，在生产备选的可扩张结构(如包括塑料或聚合物的笼)中存在优点。此外，鉴于由本文所述的系统的电极生成的热，可能有利的是此类聚合物笼结构包括高温聚合物如聚酰亚胺。备选笼结构可包括HDPE、PET、Nylon^TM、PEBAX^TM等；笼可通过从聚合物质管上切割出支柱来形成。
图14A-14H示出了示例性治疗方法。在图14A中，导管系统260包括如上文所述的动脉粥样硬化物质检测和治疗导管264上的笼覆盖护套262。在该实施例中，外笼护套262沿径向约束笼266，笼266在从外护套释放时被偏压成沿径向扩张，这在图14B中示出。在一些实施例中，笼可在外套筒缩回之后扩张，如，通过拉动拉线，使导管的一部分相对于另一个部分旋转等。尽管如此，当笼在血管V内扩张时，笼的电极50接合周围的血管壁。设置在治疗导管的管腔中的成像导管的笼266附近的成像换能器评估血管V，且检测/治疗导管系统264被沿动脉或血管V向近侧拉动。
各个支柱172均可用于在电极表面174与从支柱朝控制器向近侧延伸的电导线之间传导能量。图12C中示出了用于连接此类导线的近侧垫，而图12D中示出了远侧结构垫178。如图12F中所见，相邻的电极174可沿轴向偏移或交错。沿各个支柱172的绝缘涂层可被阻止或从近侧垫176的内表面移除，以便于连接相关联的传导线，如，通过点焊或其它附接手段。还可使用备选的聚合物或非聚合物绝缘物质，包括聚对二甲苯涂层，同时可使用将支柱172附接到导管本体上的备选方法，包括使用隔离UV固化的胶合、将垫结构嵌入聚乙烯或其它聚合物中。图12G中示出了用于将笼170的支柱172固定到导管本体180上的示例性结构。
现在参看图12F和图12H，可理解提供将笼170的选择的电极170在旋转方面配准至图像或其它组织物质测量结果的可辨识图像的备选印记。在该实施例中，标为电极1的电极174i可具有设置在相关联的支柱172i上的不透辐射的标记182。支承相关联的第二电极174ii的支柱172ii可具有两个不透辐射的标记182，其提供沿周向不对称数目的指示物，从而允许标记所有电极，而不会不清楚。电极50的形状可变化，例如，电极174可比如图12A-G中所示的支柱172的其它部分更宽。
在一些实施例中，重塑可使用冲洗和/或吸出流来执行。在许多此类实施例中，冲洗端口将流体如盐溶液从冲洗管腔引导至笼的内部。吸出端口可提供吸出管腔与笼的内部之间的流体连通。这些流体流中的一个或两者可持续地被驱动，或作为备选可在处理之前、期间和/或之后脉动。在一些实施例中，吸出和/或冲洗流可急剧地或同时地出现，以便在冲洗端口与吸出端口之间循环。可选的是，流可携带碎屑至吸出端口，在该处，碎屑可通过吸出管腔排空。可在冲洗系统与吸出系统之间存在协调，使得冲洗流体可保持限制在紧邻笼的区域中，以便在笼在血管内扩张时禁止碎屑的栓塞。例如，此类协调可禁止碎屑向远侧移动，且/或可排除对远侧和/或近侧阻隔或膜片的任何需要。在一些实施例中，冲洗端口与吸出端口之间的流体循环可在电极附近产生有效的无血液环境，以便于治疗、组织成像或疗法的其它方面。
当成像导管检测到如图14C中所示的动脉粥样硬化物质AM时，适合的子集(可能仅包括单个电极50)被启动，以如图14D中所示那样重塑动脉粥样硬化物质AM，且打开的血管管腔尺寸在治疗期间适度地增大。该导管被向近侧拉至下一个粥样斑块，又检测和治疗该粥样斑块。图14F中示意性地示出了治疗之前的有限打开管腔的截面，图14F也示出了导管264的盐水洗冲或冲洗管腔268。治疗能量和适度增大血管V的打开管腔直径在图14G的截面中示意性地示出。在愈合反应逐渐地增大敞开管腔的直径时，然后可提供图14H中示意性地示出的较长期的打开管腔结果。
现在参看图15A和15B，提出了明胶动脉模型270的偏心物质移除。在测试之前，动脉模型包括如图15A中所见的一致的管腔272。具有支承周向电极阵列的可扩张的笼的测试偏心治疗导管274被引入管腔272中，其中可扩张的笼支承与管腔壁接合的电极。测试导管274的选择的电极被激励，以便偏心地治疗明胶动脉模型274，从而实现了明胶模型的偏心重塑，在此情况下，通过沿管腔272的一侧移除偏心体积276。移除的物质的定向和量通过有选择地激励测试导管274的电极来控制。
也可用其它的备选方案。例如，在管腔附近的组织上使用射频能量的另一种方式可为利用不同的射频信号来激励多个相邻的电极，以便将相邻的电极用作相控阵。相控阵可沿期望的方向使用阵列的相邻元件的信号之间的建设性和破坏性干扰来引导或操纵电磁信号。通过控制相邻信号的相，电极的相控阵可提供聚焦和/或可操纵的射频信号。
与控制操纵和方向性一起，调整相邻的射频电极的相可允许将一些或大部分射频能量聚焦在治疗地带内的期望深度D处，同时使用信号之间的建设性和破坏性的干扰来禁止电极表面与深度D之间的射频能量输送。例如，此系统可用于保留斑块的盖，以便减小再狭窄。禁止盖的加热同时朝斑块的内部部分聚焦能量可降低本来可导致再狭窄的对热的免疫反应。因此禁止盖的加热可减小再狭窄。作为备选，能量的有效剂量可以目标为离管腔壁一定距离的深度D被引导至组织。
如可参照图17A-17C理解的那样，确定组织的物理目标可通过在血管中沿纵向移动直到定位在目标组织附近来定位电极实现。如图17A中示意性所示，导管302形式的探头的远端在身体管腔304内的轴向移动允许针对管腔壁的不同轴向部分进行分析和治疗。以径向方式物理地对准偏心疾病的附加方法在于将双极能量有选择地施加到特定电极306上，以便引导能量穿过目标组织，这可参照图17B理解到。在一些实施例中，沿径向和纵向确定物理目标可通过选择性启动沿径向和沿纵向分布在可扩张的本体310上的电极来实现，这在图17C中示出。
图18和图19中示出了确定组织的频率目标。如图18中图解示出的那样，不同组织类型具有不同的特征电阻抗，与其它频率或频率范围相比，这使组织更容易地吸收一定频率或频率范围的能量。通过施加组织更容易传导的特定频率或频率范围下的能量，能量更容易地穿透组织。大体上，已经示出了患病组织样本比健康组织样本呈现出更高的阻抗特性。如图19中所示，在组织312的患病区域由相对健康的组织314包绕的情况下，健康组织有可能由于健康组织的较低阻抗而保护患病组织免受电流的影响。因此，最小(或小于期望的)电流318可穿过患病组织312，且在双极电流在电极316之间传输时，可在低阻抗健康组织314中看到较大的电流320。通常，组织阻抗变至有用的程度的频率范围出现在100千赫至10兆赫之间。
频率目标的确定试图通过确定患病组织的阻抗等于或小于健康组织的阻抗时所处的频率或频率范围来将更多能量输送至患病组织，如，通过如图18中所示那样在阈值频率322处或以上操作。在指定频率或频率范围下输送的能量可比在那些特定频率外输送的能量使更多的热消散在患病组织中。
大体上参照图20来理解使用阻抗测量来确定组织的位置和/或状态。首先，使用管腔332内的沿径向间隔开的电极330的阵列的阻抗测量可用于分析患病组织334。阵列的电极之间的阻抗测量，且特别是成对的相邻电极之间(和/或成对的分离电极之间)的阻抗测量可在电流通路穿过患病组织334时和在其穿过管腔壁的健康组织时不同。因此，患病组织334的任一侧上的电极之间的阻抗测量可指出病灶，而其它成对的相邻电极之间的测量可指出健康组织。
组织的状态可由温度影响/改变：例如，脂类在85℃下开始变性，且变成新状态，脂肪酸，其体积上比原来的脂类紧凑90%。作为备选，阻抗可用于在具有或没有疾病的组织类型之间进行识别和确定目标；例如，可基于不同特性从相邻组织中识别和治疗目标组织。如果人们知道组织的状态变化的温度和组织的不同状态的阻抗，则通过测量组织阻抗，有可能检测到状态变化和/或估计是什么温度，从而允许人们监测疗法的进度。例如：如果脂类的阻抗为100欧姆，则脂肪酸的阻抗为90欧姆(这里使用假设值)，且知道脂类在大约85℃下变成脂肪酸，然后检测到阻抗从100欧姆变化到90欧姆指出了脂类变成脂肪酸，且因此温度将为大约85℃。管腔附近的组织的分析可使用特定频率来基于电阻抗测量来验证组织的类型和状态。通常的用法将包括使用管腔内超声波或其它方法来发现和特征化患病组织。在沿径向间隔开的电极上测量组织电阻抗可允许验证组织状态或类型的存在，且提供电极相当于特定组织的位置的认知。作为另一个备选方案，图35D、图35E绘出了植入结构652的定位和相对邻近性如何可被感测到且用于协助控制输送653，因为其涉及电极634A-634F。如图35E中所示，在接触或接近接触的点处，能量653可在电极634F和634A与植入结构652接触或接近接触时停止输送，因为系统10(图33)用于治疗之间内再狭窄。
图21中示意性地示出了多个频率疗法和信号。疗法可由在单个频率下或在多个频率下施加电能构成。取决于目标组织和周围组织的成分，最佳治疗可由对准单个组织类型的单个频率、对准多个组织类型的多个频率目标或施加至单个组织类型的多个频率构成。可使用相同频率336的多次脉冲、变化的频率(如，变化频率338的连续脉冲)、多个频率340的脉冲和叠加的多个频率(可选地在脉冲342中)。
多个频率可以以任何顺序从与目标组织或周围组织接触的电极的任何组合施加。多个频率可施加为离散的频率，或可施加为以线性、对数或其它方式跨过一定范围的频率扫略。
图22中示意性地示出了能量控制布置。大体上，阻抗和物理组织特性可用于设置输出或治疗参数。几何形状和组织类型可如本文所述那样使用IVUS或其它类似的检测器技术来确定。可采取从多个电极的电极阻抗测量。系统处理器的算法可选择正确的初始剂量，以及初始设置和/或范围输出。
至于设置正确的初始剂量，待治疗的目标位置的位置和类型还可大体上通过超声波、光学或其它类型的管腔内传感装置来诊断和特征化。使用多电极途径，电阻抗测量可用于理解之前诊断的不同的几何形状和类型的目标组织的电特性。使用该数据，可优化初始疗法的剂量设置。
至于确定疗法期间的适合的剂量，能量输送型式可为由不同持续时间的静止时期分开的不同持续时间的单个脉冲或多个脉冲。在能量输送期间和能量脉冲之间的组织的电阻抗和电极与组织的界面的电阻抗的测量结果可用于确定能量输送和静止时期的最佳持续时间。射频能量的治疗前脉冲可应用于调节目标组织。调节可在治疗来之前用于启动健康组织或非健康组织中的HSP，以更好地保护此类组织。射频能量的治疗后的脉冲可用于控制组织的冷却时间。射频能量的临时治疗脉冲可用于控制多次疗法脉冲之间的目标组织和周围组织的温度。能量可以以幅度和频率的任何组合从任何电极组合输送。图21中示出了能量脉冲和脉宽调制的一些实例。
还可使用多个电极上的阻抗和/或阻抗相位角测量。当使用多电极设计时，有可能的是，一些电极将与管腔壁接触，而其它将悬浮于血液或其它存在的流体或血栓，或存在的支架，或外来物质等中。在各种径向位置处测量阻抗允许确定哪个电极与管腔壁接触，且哪个与流体如血液接触。相位角可表现电极与组织充分接触时的增大的电容和减小的电导率，因为血液可具有比组织更小的电容和更大的导电率，其中较大的阻抗相位角可为电容相对于电导率增大的指示物。举例来说，该信息可显示给使用者，如，在发电机或用户界面的屏幕上，以通知是否存在充分的接触以使得能够进行组织治疗。该接触的确定还可用于与管腔内观察装置组合，如超声波，以确定电极的物理定向。
使用多个电极之间的阻抗测量，确定各个电极与组织或血液的接触状态可用于确定电极承载机构(导管)是否在适于疗法的位置。多个电极之间的阻抗测量可用于确定电极与组织的接触品质。较差的接触品质可引起过大或不需要的局部加热，且可以别的方式阻止最佳治疗。确定接触品质可用于最大限度地减小此类问题。
在一些情形中，电极的选择可由接触的位置和品质的组合来确定。多个电极之间的阻抗测量可用于更好地理解哪个电极处于较好接触或较好位置来治疗特定区域或病灶。确定施加到目标上的能量水平和频率可基于接触品质。多个电极之间的阻抗测量可用于确定最佳的能量水平和频率。能量可施加到单对电极，多对电极之间，或从单个电极施加至多个电极，或它们的任何组合。多个电极之间的阻抗测量可用于确定最佳型式。
不同的实施例可使用阻抗测量，其使用两个-四个电极，这可参照图23来理解。四电极系统已经在许多应用中用于测量电阻抗。由于双电极系统中由过度接触阻抗产生的误差和接触区域中产生的电偏振反应，故四电极系统固有地比双电极系统更准确，然而可针对特定的感测和能量输送应用使用任何适合数目的电极阵列。在四电极系统344中，能量通过两个能量输送电极346输送至目标，且在示意性地示为与能量路径中的组织350接触的另外两个高阻抗电极348之间进行阻抗测量。在该多电极应用中，任何两个电极可用于输送能量，而任何其它两个电极可用于阻抗测量，因此形成了四电极测量系统。探头或导管35可包括沿周向和/或沿纵向分布的电极阵列，其可用于接触组织，且导管的任何四个电极可构造成用于能量输送或阻抗测量。因此，电极阵列可用作双电极系统或四电极系统。
在许多应用中，知道多少能量输送至目标组织，且多少消散在电极与组织之间的界面中是有帮助的。通过作为双电极系统且然后作为四电极系统进行测量，电极与组织的界面可特征化，且数据可用于确定多少能量消散在电极与组织的界面中，且多少实际上输送至目标组织。在包括两个或四个电极构造的多个电极构造中的电阻抗的测量可使用小激励信号来静态地执行，且可在以正常疗法水平施加能量期间动态地测量。使用该技术，组织电阻抗可在施加能量期间动态地测量，以确定治疗的组织和周围组织的状态。对于控制能量输送剂量，组织的电阻抗特性由于组织的温度变化和分子状态而变化。在施加能量期间的组织的电阻抗的动态测量可用于监测组织中的变化和疗法的进度。电极系统的四电极实施方式将允许测量电极与组织界面的电阻抗，且因此测量接触表面处的组织的温度变化，以及测量接触组织的温度变化。
阻抗测量可选地以单极构造执行。有可能使用呈单极构造的多电极系统，其中返回电极为施加到患者等的外表面上的导电垫。在该构造中，阻抗测量可在内部施加的电极中的任何一个与呈双电极模式的外部返回垫之间执行，或任何一个内部施加的电极可施加流至外部返回垫的能量，而任何其它两个外部施加的电极用于测量阻抗。
至于温度测量，在疗法之前进行的阻抗测量可选地用于计算标准化值，其用于其它计算来确定温度相对于该初始值的变化。疗法期间的目标组织和周围组织的电阻抗的动态监测可用于计算组织的温度变化。在一些实施例中，电极与组织之间的界面的电阻抗的动态监测例如可用于防止在界面处的组织碳化或血液凝结。
疗法期间的温度变化可用于确定能量输送设置的有效性，以及确定待治疗的组织的状态。除通过使用传感器来直接温度测量外，测量可通过管腔内超声波或其它机构来执行，且由源于阻抗测量的数据来验证。
可参照图24来理解本文所述的系统与离子和非离子流体一起使用。当电流流入离子流体如填充管腔356的血液时，电流的至少一部分可在电极358被激励时穿过血液。甚至对于目标组织360的任一侧上的电极，目标组织的加热可通过血液内的电流来减小。当在流体填充管腔如动脉中使用时，导管装置可与注满区域362的非离子流体组合使用，以转移或部分地转移自然流体来改变电极周围的环境的传导率。该动作可为期望的，以便将呈电流364的形式的能量引导至管腔壁，而替代穿过自然流体，从而以最少消散到填充管腔的流体中的方式将能量输送至周围的壁的组织。非离子流体或离子流体的第二目的可为提供冷却至电极和在管腔壁的表面上且刚好在表面下方的组织。
在电极处的电阻抗测量可用于确定周围流体的传导率，因此测量自然流体中的非离子流体的浓度。该数据可给送至控制系统以允许调整离子流体的浓度，以优化至目标组织的能量输送，且最大限度地减小对周围组织的不合需要的作用。血液用作接触界面也是种选择。血液为传导性离子流体，其可用作电极与组织之间的界面，以确保良好的电极组织接触和低接触阻抗。
现在参看图27，本文所述的导管装置418、系统和方法通常将用于治疗具有纤维组织420的斑块。纤维组织420可加热至目标组织的范围从大约90℃至大约95℃的温度，这提供了高达大约50%的收缩。脂类424可加热至范围从大约80℃至85℃的目标温度，提供了高达大约90%的收缩。通过将加热限制于低于大约62℃，可禁止对外膜层426的损害或保护层。这些及其它温度和收缩估计通过经验测试等从未公布和/或公布的论文或从其它来源(如数值法)进一步确定。参看图27A-27C，与患病组织的光谱相关性可允许使用如Tjeerd J. Romer等人的题为"Histopathology of Human Coronary Atherosclerosis by Quantifying Its Chemical Composition with Raman Spectroscopy"的论文Circulation 97:878-885(998)所述的那些技术进行组织特征化，该论文的全部内容通过引用并入本文中。
现在参看图28A-28D，组织收缩的可行性可在使用导管系统(如本文所述的那些)的台顶实验中看到。动物脂肪物质模型430(在图28A中示出治疗之前)可在利用组织重塑电外科能量的治疗期间人工地保持可扩张结构和导管的相关联的电极与组织表面接触来治疗(见图28B)。在治疗之后，如图28C中和图28D的放大视图中所见，可验证组织的可见的收缩。利用本文所述的方法和系统的血管内图像的使用的可行性可通过图29A中的导管的可扩张结构的六个独立电极支承支柱428的图像来验证，以及通过查看偏心空隙430来验证，空隙430使用良好地引导的整形能量输送来产生，目标是为了增大有效动脉直径，以便有更好的血流，这在图29B中可见。
现在参看图30和图31A，有利的实施例可使用授予Hoey等人的题为"Tissue Discrimination and Applicationsin Medical Procedures"的美国专利第6,760,616号所述的电阻值辨别技术和装置的各方面，该专利的全部公开内容通过引用并入本文中。如该参考文献中更完整描述的那样，组织识别系统510包括用户可读的输出装置512、用户输入装置516、处理器520和探头522。处理器520包括中央处理单元("CPU")514、数模转换器("D/A")和模数转换器("A/D")518。处理器520可包括在处理器49(见图2和图3)中，且探头522可包括本文所述的任何导管结构，以便组织识别系统510可包括在系统10中。
组织识别系统510可通过以可变频率功率524激励电极来施加滑频或变频电信号。功率源524、探头522的电极和患者P的接合组织因此可大体上包括在电路中，且可以以不同频率测量电路的电气特性。在示例性实施例中，在大约4KHz至大约2MHz的频率范围内的多个频率下测量电路的阻抗(相位角和大小两者)。各个频率/大小/相位角数据点可代表组织标识测量，其中一系列独立数据点通常在相似的条件(例如，在给定频率下且不移动电极)下得到，且为了提高准确度而求平均值。可在频率范围内的多个频率下测量组织标识数据点，以便生成代表可用于使电路的组织特征化的组织标识轮廓或相关性530、532或534的频率/相位角/相大小。
用于导出组织标识轮廓530、532、543的信号通常在本文所述的导管的电极之间被驱动。方便的是，包括在电路中的组织可在重新定位或不重新定位电极的情况下通过选择用于测试的不同电极对来控制。独立组织标识测量可存在显著的患者与患者之间的差异(或甚至患者的区与区之间的差异)，且这些差异可至少部分地由测试期间的电极的不同构造、电极之间的不同距离等引起。然而，关系(且特别是轮廓相关性的相对斜率、相关性之间的偏移等)将充分一致，以允许组织特征化，特别是在使用IVUS、OCT等获得患者或组织区的基准组织标识轮廓的情况下。当健康组织(例如)的区可使用IVUS识别且用于生成患者的基准组织标识轮廓，其它附近的组织标识测量或轮廓然后可针对该基准线标准化，与基准线相比较等。组织可根据偏移、斜率差异等来分析。
现在参看图31A-31J，组织标识轮廓曲线或相关性之间的关系可用于分析和特征化由探头的电极接合的组织。例如，与纤维斑块(在图31A的图表的左侧上看到)相关联的相关性530具有与钙化斑块534(绘出的数据的右侧所见)和与血栓(大体上530和534之间)相关联的相关性532显著不同的斜率和大小两者。相关性之间的偏移这里涵盖给定阻抗的相位差、给定相位的阻抗差异等。如参照图表可理解的那样，相关性之间的关系可通过将曲线拟合数据、通过统计分析、通过查找表等来确定。在示例性实施例中，组织标识测量可通过(例如)市售矢量阻抗计如Hewlett-Packard型号4193A来获得，且相关性可使用LabView^TM软件获得，且使用来自Microsoft的Excel^TM电子数据表软件等来绘出或操纵。一旦获得充分的基准数据且形成不同探头构造下的可重复性，则没有各个患者的基准测试的电路测量组织特征化可避免IVUS测量的费用。
如图31B中所示，与特征化不同组织一起，关系还可用作管腔壁的附近的组织的治疗的反馈。例如，治疗(朝图的右侧)之前的纤维斑块相关性或轮廓在治疗期间大小变至治疗后的相关性或轮廓(朝左侧)。这里包括2W的电外科能量2秒的、示出适度的重塑或局部治疗的治疗可使用组织识别系统510的电路的电特性来监测、验证和/或控制。
有利的是，一旦已经确定适合的频率或频率范围，则不必生成整个组织标识轮廓来分析组织的在进行的组织治疗和/或特征化，因为可容易地识别到偏移。例如，此测量可允许确定组织温度，特别是在温度为改变组织标识的偏移的治疗温度的情况下。用于组织分析的电信号的能量通常可小于重塑治疗。图31C和图31D中示出了类似的图，其中这里的治疗后关联性分别为在以2W达9秒和1W达9秒的治疗之后。
现在参看图31E，健康组织(朝右侧)与纤维斑块(朝左侧)之间的关系可根据其相关联的组织标识轮廓或相关性来识别，组织标识轮廓或相关性在斜率和大小两者上差别明显。图31F示出了治疗之前的纤维组织(左侧)、治疗之后的纤维组织(右侧)和健康组织(中心)的相关性或轮廓之间的关系。图31G-31J示出了与纤维组织和经治疗的纤维组织相关联的轮廓或相关性之间的关系的附加图。
参看图32，可看到具有三个基本斑块分类的严重患病的血管：富脂类(脂肪)斑块、纤维斑块和钙斑块或组织。所有可存在于一个样本中，且还可存在于一个病灶的患病组织中(或附近)，使得病灶难以使用常规技术来治疗。通过本文所述的组织分析技术，可确定正确处方和能量剂量且输送来在组成各个病灶的构成部分的适当位置处实现不同组织种类或类型的安全和适合(且通常不同)的重塑。
现在参看图32A，该图表示出了从人的主动脉样本获得的组织标识测量和组织标识轮廓结果，这些结果针对治疗之前和之后的接合的纤维斑块。图32B和图32C示出了组织的组织病理学载片。在各个载片上可见的裂缝可为安装过程的人为现象。然而，在图32C中示出的成核或空隙可指出组织自身的重塑。
实验
输送能量至管腔附近的组织的测试已经包括支架内再狭窄的治疗，试验产生了临床前和人体中的数据。
1. 临床前
在低压(小于6个大气压)的球囊充胀时在四个深度水平处的不同能量剂量期间，进行实验来形成温度测量的比较：1)0mm，在球囊的表面处，代表血管壁的内皮细胞层；2)1mm，代表支架位置处的内膜与介质之间的边界；3)2mm，代表进入动脉外膜0.5mm；以及4)3mm，代表进入动脉外膜中1.5mm。在两组人群之间进行温度的比较；一组在组织中具有植入支架，而第二组没有植入的支架。研究的目标在于确定将提供大约55℃或更高的温度同时具有超过支架(1mm或更深)的最低温度高程的能量剂量。
通过测量三对电极(7-8、8-9和9-10)的表面和1mm、2mm和3mm深的温度，双极射频能量输送进行两轮：对于第一轮，仅启动一半的电极(电极1-2、3-4、5-6、7-8、9-10，各对按顺序激励)，而对于第二轮，启动另一半电极(电极2-3、4-5、6-7、8-9、10-1，又按顺序激励各对)。测试介质加热至37℃的基准温度，这代表标称人体温度。从六个热电偶中的各个获得温度，这在启动电极之前1到2秒开始，且在最后的电极(10-1)的启动之后持续大约10秒。在所有治疗中，启动所有电极，意味着启动第一轮和第二轮两者，从而进行"整个圆周"(FC)治疗。
参看图43A-48，独立线展示出三对电极705(7-8；蓝线)、706(8-9；红线)、707(9-10；绿线)的表面处的温度测量，以及三个深度708(1mm深；紫线)、709(2mm深；淡蓝线)和710(3mm深；橙线)处的测量。如可在图43A- 44B中可见，可比较具有支架和没有支架的能量剂量的温度测量。各轮的峰值温度在具有支架的情况下比没有支架略高。此外，测得的1mm深的温度在具有支架比没有支架的情况下略高。提出的用于支架内组织的能量剂量在图45A-48中示出；在测试的能量剂量之间，第一轮的4瓦2秒的剂量，后续是图48所示的第二轮的4瓦1秒("4 x 2 x 1")，展示了最优选的峰值表面温度(~60℃)，同时保持1mm深度处的优选温度。大约55℃至大约65℃的峰值温度可允许新生内膜组织的胶原变性、脱水和体积减小，且细胞死亡预计限于新生内膜组织。防止热渗透到动脉外膜中可较好地避免伤害、发炎、纤维化和再狭窄，同时球囊充胀期间的新生内膜体积减小可防止在支架内有流限制解剖结构，这可导致较好的短期和长期结果。
猪类动物受验者以4 x 2 x 1能量治疗来治疗，且在27天宰杀。图52A和图52B分别示出了左股动脉和左回肠动脉的典型组织学样本。将观察到的是，在受验者血管的能量治疗之后保持了管腔开放，血管示出了再内皮化和没有血栓形成。响应于4 x 2 x 1能量治疗的最大观察到的治疗后管腔狭窄大致10.6%支持此治疗可为用于加热组织治疗地带同时避免目标或旁边组织的后续的狭窄反应的优选手段的结论。
2. 人体中
应用来自临床前测试的优选能量输送的理解，4W x 2s x 1s的能量剂量(电极按顺序激发，整个圆周)在适合的规程和协议下首先应用于人体试验。选择患者池，其各个均具有植入股浅动脉中的显著再狭窄的6mm x 150mm支架。进行各个患者的手术前评定来验证支架内再狭窄的程度和任何相关的附加病灶信息(例如，钙化的存在)。各个患者基于狭窄病灶长度相对于球囊安装的电极的工作长度的关系来接受一定数目的能量治疗，其中6mm直径的球囊用于各个患者。如表3中所示，报告了狭窄百分比来作为由组织向内生长减小的自然动脉直径的百分比。因此，95%的治疗前狭窄将相当于仅5%的自然管腔直径保持开启；报告的狭窄百分比越小，恢复穿过动脉的正常血流方面的结果越好，然而，狭窄的百分比减小和狭窄的剩余百分比可认作是确定总体结果的因素。表3中的数据示出了持续超过短期结果的支架内再狭窄的较大减小。如图49A-51C中所示，各个患者的手术前的血管造影相比于手术后和手术后90天的血管造影展示了血流的较大恢复和可观察到的之前存在的支架内再狭窄的移除。本领域的技术人员将认识到，腿部中的扩散动脉疾病已知很顽固，且通常沿患病的动脉的较大部分存在。

腿部的动脉的生物力学已知的是包括脉动、弯曲、扭转和伸长/收缩运动，这使初始狭窄治疗的治疗选择复杂化，且对于再狭窄治疗更是这样。现在参看那图49A，患者No.001的手术前状态示出了沿150mm的支架的整个长度的支架内再狭窄(由箭头标记示出)引起的动脉的较大且可容易观察到的变窄，其中大部分高度狭窄的位置为从自然动脉直径(示为在圈出部分内)减小90%至95%。图49B和图49C分别示出了患者No.001的手术后短期和手术后90天的管腔直径在150mm的支架长度上得到可见的改善。
如图50A中所示，患者No.002的最狭窄的区段比患者No.001的病灶更集中(示为在圈出部分的内部)，然而如腿部的支架内再狭窄中的常见的那样，可沿150mm的支架的整个长度观察到扩散狭窄(由箭头标记示出)。如分别图50B和图50C中所见，患者编码002的手术后短期和手术后90天管腔直径明显改善。
参看图51A，患者标号005具有两个手术前的集中的狭窄区段(示为在圈出区域内)，但类似于患者No.001和002，具有遍及150mm支架的长度的大部分的扩散狭窄(由箭头标记示出)。又分别在图51B和图51C中示出的手术后短期和手术后90天的管腔直径相比于手术前状态提供了容易观察到的管腔开放的改善。表3报告了对应于图49A-51C的手术后短期和90天的狭窄的测量到的变化。
尽管通过举例和为了理解的清楚而详细示出了示例性实施例，但本领域的技术人员认识到了可使用多种改型、修改和变化。