專利名稱：具有用于直流電組織治療的無關(guān)電極的電極導(dǎo)管裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總體上涉及醫(yī)療器械，并且更特別地，涉及具有用于直流電組織治療的一個或多個無關(guān)電極的電極導(dǎo)管裝置。
背景技術(shù)：
導(dǎo)管通常是柔性管狀裝置，其被醫(yī)生廣泛用于執(zhí)行醫(yī)療程序以能夠進(jìn)入身體內(nèi)部區(qū)域。導(dǎo)管可用于施加能量(例如射頻(RF)能量)以在組織中期望的位置形成病變。公知的是，如果這些病變的深度和位置可控會是非常有益的，其能夠改變組織電特性。例如，病變可形成在心臟組織中的指定位置以減輕或消除不期望的心房纖顫或其它心律失常。然而，當(dāng)試圖利用一些現(xiàn)有的電極在指定位置形成病變時，會遇到各種困難。利用現(xiàn)有的電極所遇到的一個困難涉及如何利用傳統(tǒng)技術(shù)控制能量。典型地，醫(yī)生基于個人經(jīng)驗(yàn)利用導(dǎo)管在組織中形成病變。這樣的經(jīng)驗(yàn)僅伴隨時間而產(chǎn)生，并且如果醫(yī)生不經(jīng)常使用導(dǎo)管就會很快缺失。此外，當(dāng)在心臟中形成病變時，心跳使情況更加復(fù)雜，使得很難在足夠長的時間內(nèi)在導(dǎo)管和組織之間保持充分的接觸壓力以形成期望病變。如果導(dǎo)管和組織之間的接觸不能被適當(dāng)保持，就·不可能產(chǎn)生品質(zhì)病變。此外，使用RF會導(dǎo)致形成不均勻的病變。例如，在RF電極附近會發(fā)射更多RF能量，而遠(yuǎn)離RF電極處會變少。同樣地，由相鄰電極發(fā)射的RF能量會發(fā)生重疊，或者如果電極之間沒有適當(dāng)間隔開的話，會不完全覆蓋RF電極之間的組織面積。

發(fā)明內(nèi)容
期望的是能夠?qū)崿F(xiàn)可視化(例如標(biāo)測)和/或組織治療過程，包括當(dāng)與運(yùn)動表面(例如心臟壁)接觸時。此處所描述、圖示和保護(hù)的本發(fā)明的技術(shù)能夠與常規(guī)導(dǎo)管一起使用，例如標(biāo)測導(dǎo)管和/或病變形成用導(dǎo)管。在不同的實(shí)施例中，所披露的導(dǎo)管利用諸如直流電(DC)的電能來激勵電極并產(chǎn)生電場以用于可視化技術(shù)和/或形成組織病變。在一個實(shí)施例中，所披露的導(dǎo)管裝置包括細(xì)長構(gòu)件，該細(xì)長構(gòu)件包括至少一個消融電極。外鞘被設(shè)定尺寸并配置為將細(xì)長構(gòu)件導(dǎo)引至患者體內(nèi)。位于外鞘上的無關(guān)電極被配置為允許直流電脈沖從至少一個消融電極傳輸至無關(guān)電極的電流路徑，以產(chǎn)生鄰近組織的電場。電流路徑可通過驅(qū)動電流通過無關(guān)電極到達(dá)導(dǎo)管消融電極、或通過驅(qū)動電流通過導(dǎo)管消融電極到達(dá)無關(guān)電極而形成，其中無關(guān)電極用作電流路徑的接地端。
在一個實(shí)例中，DC脈沖的特征可以在于可變頻率波形。DC脈沖的特征還可以在于可變幅度波形。DC脈沖的特征還可以在于可變持續(xù)時間波形。在一個實(shí)例中，多個電極串聯(lián)連接在一起。在另一實(shí)施例中，僅在DC脈沖傳輸時，多個電極串聯(lián)電連接。在柔性管中兩個或更多個電極之間可形成至少一個端口。該端口被配置為隱藏導(dǎo)電液體或凝膠以便于在兩個或更多個電極之間形成電流路徑。在另一實(shí)施例中，所披露的可操縱導(dǎo)引器包括無關(guān)線圈電極，該無關(guān)線圈電極被配置為向直流電脈沖提供電場，以用于病變形成或可視化程序。在另一實(shí)施例中，所披露的成套裝置包括導(dǎo)管，該導(dǎo)管包括近端、遠(yuǎn)端，和靠近遠(yuǎn)端定位的至少一個電極。成套裝置還包括外鞘，該外鞘包括無關(guān)電極，該無關(guān)電極被配置為允許在該至少一個電極和無關(guān)電極之間形成電流路徑。例如，無關(guān)電極還可以被配置為向從電源至該至少一個電極的電流路徑提供接地。為了改善程序的效率和效能，每個電極可以是獨(dú)立的和/或選擇性地被激活和/或基于電極-組織接觸來激勵，并且更特別地由電極-組織電耦合來激勵。在至少一個實(shí)施例中，無關(guān)電極可以是線圈。線圈可由繞組形成。線圈可被配置為具有特定數(shù)量的繞組，該繞組被配置為提供高表面積，以用于消散由電能引起的熱量。此夕卜，線圈可被配置為使得繞組的節(jié)距(形成線圈的獨(dú)立繞組之間的間距)提供高表面積，以用于消散由電能引起的熱量。線·圈還可包括分流器，例如一條或多條短路線，其穿過線圈的獨(dú)立繞組中的一些或全部。還披露了具有用于直流電組織治療的無關(guān)電極的電極導(dǎo)管裝置的其它一些特征。


此處描述的實(shí)施例的各種特征特別在所附的權(quán)利要求書中進(jìn)行了闡述。然而，關(guān)于結(jié)構(gòu)和操作方法的不同實(shí)施例，與其優(yōu)勢一起，可根據(jù)下面的描述結(jié)合以下附圖而得到理解。圖1示意了一種具有可用于組織治療的電極的示例性不可操縱導(dǎo)管。圖2示意了一種具有至少一個可用于組織治療的電極的示例性可操縱導(dǎo)管外鞘。圖2A是圖2的外鞘沿圖2中的2A-2A線所截取的橫截面圖。圖3示出了一種示例性組織治療導(dǎo)管，它可通過諸如導(dǎo)引器的外鞘插入。圖4A示出了組織治療導(dǎo)管的另一實(shí)施例，其中導(dǎo)管的尖端組件具有大體上平直的配置。圖4B示意了圖4A中所示的導(dǎo)管的尖端組件呈U形配置。圖4C示意了圖4A中所示的導(dǎo)管的尖端組件呈L形配置。圖5是組織治療導(dǎo)管遠(yuǎn)端的放大等距視圖，其更詳細(xì)地示出了導(dǎo)管的尖端組件和電極。圖6是設(shè)置在組織治療導(dǎo)管軸桿上的線圈的放大視圖。圖7是組織治療導(dǎo)管遠(yuǎn)端的等距視圖，進(jìn)一步示意了可移動護(hù)罩。圖7A是圖7的導(dǎo)管軸桿和護(hù)罩沿圖7中的7A-7A線所截取的橫截面圖。圖8A-B是如圖7中所示的導(dǎo)管遠(yuǎn)端的等距視圖，其示意了護(hù)罩的移動。圖8C-D是如圖7中所示的導(dǎo)管遠(yuǎn)端的放大等距視圖，其進(jìn)一步示意了護(hù)罩的移動。圖9A-E是示意穿過組織治療導(dǎo)管中的一個或多個電極的不同電流路徑的示例性高電平電路圖。圖10是可與組織治療導(dǎo)管一起使用的示例性電路的原理性框圖。相應(yīng)的附圖標(biāo)記在不同視圖中都指示相應(yīng)部件。此處陳述的范例以一種或多種方式闡明了不同的實(shí)施例，并且這些范例并不解釋為以任何方式來限制權(quán)利要求書的范圍。
具體實(shí)施例方式為了提供對這些實(shí)施例的深入理解，在下面的描述中會陳述特定實(shí)施例的許多具體細(xì)節(jié)。然而，本領(lǐng)域技術(shù)人員會理解本公開可以具有其他實(shí)施例，或者可以實(shí)施本發(fā)明而不需要下面的描述中所描述的一些細(xì)節(jié)。所有的方向關(guān)系(例如，近、遠(yuǎn)、上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、頂部、底部、上面、下面、垂直、平行、順時針和逆時針)都僅用作識別目的，以幫助讀者理解本發(fā)明，并不產(chǎn)生限制，特別是對于位置、方向，或者本發(fā)明的用途。連接關(guān)系(例如附接、耦合、連接等)將作廣義解釋并且在元件的連接之間可包括中間構(gòu)件且可包括元件之間的相對運(yùn)動。因而，連接關(guān)系不一定推斷出兩個元件直接連接并相對于彼此固定。在整個說明書中，參照“不同實(shí)施例”、“一些實(shí)施例”、“一個實(shí)施例”或“一實(shí)施例”等，意思是說所描述的與實(shí)施例有關(guān)的·特定特征、結(jié)構(gòu)或特性被包含在至少一個實(shí)施例中。因而，在整個說明書中各處“在不同實(shí)施例中”、“在一些實(shí)施例中”、“在一個實(shí)施例中”、或“在一實(shí)施例中”等短語的出現(xiàn)不一定全都涉及同一個實(shí)施例。此外，特定特征、結(jié)構(gòu)或特性可以任意合適的方式結(jié)合在一個或多個實(shí)施例中。因而，所示意或描述的與一個實(shí)施例相關(guān)的特定特征、結(jié)構(gòu)或特性可全部或部分地結(jié)合一個或多個其它實(shí)施例的特征、結(jié)構(gòu)或特性，而不受限制，只要這樣的結(jié)合不是不合邏輯的或無功能的。醫(yī)生能夠利用一個或多個合適配置的導(dǎo)管來接近心外膜和/或心內(nèi)膜組織，以診斷和/或有療效地治療組織，例如消融組織。這樣的導(dǎo)管可從下級或上級路徑進(jìn)入右心房。它還可經(jīng)中隔地放置到左心房中。許多醫(yī)生使用經(jīng)中隔的外鞘或?qū)б鲗?dǎo)管合適地放置在患者心臟和/或脈管系統(tǒng)內(nèi)。在不同的實(shí)施例中，本發(fā)明的導(dǎo)管可被配置有一個或多個直流電(DC)電極，該電極在手術(shù)期間產(chǎn)生電場。進(jìn)一步地，如此處所使用的，“導(dǎo)管”指的是一種可插入和/或穿過體腔、管道/或血管插入的細(xì)長結(jié)構(gòu)。在至少一個實(shí)施例中，導(dǎo)管可以是中空的和/或限定穿過它的內(nèi)腔，用于諸如導(dǎo)線或另一導(dǎo)管的另一醫(yī)療裝置通過。然而，在不同實(shí)施例中，導(dǎo)管可至少在其遠(yuǎn)端封閉。電極可在一個或多個心臟手術(shù)期間用于心臟標(biāo)測和/或傳輸組織治療。在至少一個實(shí)施例中，利用單個脈沖或利用多個脈沖，通過將電極定位為環(huán)形，呈環(huán)狀配置(例如，套索狀配置)的導(dǎo)管可提供圍繞肺靜脈的連續(xù)的圓周病變。還可以使用其它類型和配置的電極。例如，可以使用若干較小的剛性電極來替代較大電極，從而使得尖端組件更具柔性。在另一實(shí)例中，可使用分段電極。在名稱為“利用曲線型電極元件在身體組織內(nèi)形成大病變的系統(tǒng)和方法(Systems and Methods for FormingLarge Lesions in Body Tissue Using Curvilinear Electrode Elements)，，的美國專利6，171,306中披露了一種合適的分段電極結(jié)構(gòu)，該專利在此合并引入作為參考，就如同在此全部陳述一樣。在一個示例性實(shí)施例中，分段電極的直徑可為約1.3mm，但可制造為直徑小至1.0mm和大至3.3mm。在該布置中，電極總長度為約5cm。在分段電極的一個選擇性實(shí)施例中，存在兩個或更多個間隔開的電極。在該布置中，功率被并行傳輸至每個分段電極。這減輕了每個分段電極內(nèi)電壓梯度的影響，進(jìn)而改善了由電極傳輸?shù)碾娏髅芏鹊木鶆蚨?。用于每個電極分段的多個導(dǎo)線之間的間隔可被選擇為達(dá)到期望均勻度的電流密度。電極還可被配置為減少或消除相鄰治療傳輸電極之間所謂的“邊緣效應(yīng)”。邊緣效應(yīng)會導(dǎo)致不一致的病變深度。此外，利用電脈沖形成的病變與利用RF獲得的病變相比具有不同的特性。也就是說，通過來自組織治療導(dǎo)管的電場形成的病變不會形成纖維化組織，并且會最終治愈為有活力的心肌，同時仍然保持電絕緣。此處描述的實(shí)施例可以包括實(shí)體裝置(導(dǎo)管)和軟件或其它控制手段，其可控制能量傳輸和電場形成，以及感覺功能。在使用中，可利用傳輸至電極的較低電流來操作導(dǎo)管，以用于標(biāo)測或起搏程序。較高·電流可被傳輸至電極以引起部分靶組織上的電穿孔樣效應(yīng)和/或病變形成。電穿孔與由于穿過和/或通過膜所施加的電壓梯度而引起的細(xì)胞膜滲透性的變化相關(guān)。細(xì)胞膜中發(fā)現(xiàn)的脂類分子的電荷在非典型電壓梯度存在時重新分布，從而產(chǎn)生或增大親水孔。細(xì)胞還自然地允許一些小離子穿過其脂質(zhì)二重層。這些離子也受電壓梯度的影響從而產(chǎn)生電流。電流產(chǎn)生焦耳熱，其對脂質(zhì)二重層具有熱相變誘導(dǎo)作用。這些反應(yīng)在細(xì)胞膜中產(chǎn)生大于正常的孔。當(dāng)孔能夠自身再密封時會發(fā)生“可逆”電穿孔(RE)?？赡骐姶┛卓捎糜谒幬飩鬏敵绦?。也就是說，這樣的孔可以打開，并且包含藥物的流體可鄰近孔傳輸。在流體被傳輸并已提供足夠的時間用于藥物穿過細(xì)胞壁進(jìn)入之后，電流被中斷并允許孔再密封。如果細(xì)胞暴露在電壓梯度下超過臨界時間，和/或如果電壓梯度超過細(xì)胞的介電強(qiáng)度，會發(fā)生“不可逆”電穿孔(IRE)。在IRE中，細(xì)胞不能使孔再密封，并且細(xì)胞死亡。于是，IRE可用于病變形成程序，以改變啟動和/或維持心房纖顫的電路徑。在此，涉及可逆和不可逆電穿孔的概念可配合電沖擊或脈沖的受控傳輸，以在手術(shù)過程中在組織中產(chǎn)生電場并產(chǎn)生期望的電壓梯度。例如，可以使用具有微秒級或者甚至納秒級脈沖寬度的電脈沖序列。脈沖幅度、頻率、和/或持續(xù)時間的變化還可用于控制傳輸至電極的給定電脈沖。這樣的受控傳輸會減輕或完全消除對周圍組織的熱損傷，因而能夠用于具有高度針對性的心臟組織治療和/或標(biāo)測程序而獲得良好的效果。示例性實(shí)施例可將很多不同類型和配置中的任意類型和配置的導(dǎo)管與基于DC的電極一起使用。例如，參見圖1、3和4A-C。在一個實(shí)例中，導(dǎo)管可與導(dǎo)引器或外鞘一起使用(例如參見圖2和3)，導(dǎo)引器或外鞘可定位于患者體內(nèi)的靶位，并隨后與標(biāo)測系統(tǒng)一起使用，用于導(dǎo)管定位和執(zhí)行醫(yī)療程序。在其它實(shí)例中，基于DC的電極可放置在導(dǎo)管本身上，用于標(biāo)測和/或病變形成程序。正如從下面的描述中會變得顯而易見的那樣，可利用單個導(dǎo)管或利用多個(例如兩個或更多個)導(dǎo)管實(shí)現(xiàn)電沖擊或脈沖，多個導(dǎo)管彼此結(jié)合使用以產(chǎn)生電場，電場可用于標(biāo)測、治療、和/或其它醫(yī)療程序。導(dǎo)管可以是標(biāo)準(zhǔn)線性導(dǎo)管。而在其它實(shí)例中，導(dǎo)管可作為包括一個或多個電極(例如用于病變形成、其它治療、和/或標(biāo)測程序)的成型(例如曲線型)導(dǎo)管使用，并且此外，可包括溫度傳感器(或其它傳感器和反饋機(jī)構(gòu))，和/或沖洗端口。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在開始熟悉本文的教導(dǎo)之后會容易理解這些和其它修改。通過特定實(shí)例，圖1示意了示例性一次性導(dǎo)管10。導(dǎo)管10通常包括柔性外管(或管道)12、尖端組件14、至少一個電極16、Y連接器18、路厄裝置20，以及電連接器22，這僅出于說明的目的，而并不意為限制。導(dǎo)管10在圖1和3中示為其作為不可操縱導(dǎo)管10使用。然而，在至少一個實(shí)施例中，組織治療導(dǎo)管可以是可操縱的。在不同實(shí)施例中，在電源(未示出)、一個或多個電極16和地之間可形成電流路徑。通過實(shí)例的方式，具有已知和/或可控阻抗的同軸電纜或其它導(dǎo)體可被用作電導(dǎo)體，以將電脈沖傳輸至電極。在超短持續(xù)時間脈沖的情況下，這樣的實(shí)施例可以是特別有益的，這是因?yàn)槠渌渚€不可能在脈沖邊界保持銳緣。電極16可例如在圖5中更詳細(xì)地示出，并在下面更為詳細(xì)地討論。雖然皮膚貼布可作為接地端使用，但是這通常會由于系統(tǒng)的高阻抗而引起不期望的身體運(yùn)動。也就是說，能量必須從靠近電極的組織，經(jīng)過患者身體傳輸?shù)竭_(dá)皮膚貼布。以前，對患者身體施加直流電電流會導(dǎo)致不期望的結(jié)果。在這樣的程序中，骨骼肌收縮和神經(jīng)刺激會導(dǎo)致猛烈動作和極大瞬變的持續(xù)性疼痛。已偶爾報道過骨折和肌腱斷裂。因此，在一個實(shí)施例中，RF·型(或其它基于頻率的)信號足夠快地振蕩以避免肌肉刺激并因而避免引起心肌去極化。然而，在植入型心律轉(zhuǎn)復(fù)除顫器(ICD)使用的外部和可植入(裝置)方面，為了降低去纖顫閾值、減少痛苦，以及減少肌肉運(yùn)動而被熟知的關(guān)于不同截?cái)嗖ㄐ蔚亩嗄杲?jīng)驗(yàn)(例如，其中持續(xù)時間2-20ms的沖擊本身是由10-1000 μ s的脈沖產(chǎn)生的)并未發(fā)現(xiàn)能夠?qū)嵸|(zhì)上改善這些問題。因而參見圖1，替代皮膚貼布或者除了皮膚貼布以外，導(dǎo)管10可設(shè)置有無關(guān)電極40，無關(guān)電極40在至少一個實(shí)施例中被配置為用作接地端。例如，無關(guān)電極40可作為導(dǎo)電線圈使用，其包括諸如鉬的金屬，例如位于導(dǎo)管10的外部。以無關(guān)電極40的形式將接地端定位在導(dǎo)管10上，從而使電極40可位于患者體內(nèi)，這會在DC電流(例如，通過電沖擊或脈沖)傳輸期間顯著減少患者的運(yùn)動。無關(guān)電極40的一個實(shí)施例可在圖6中更為詳細(xì)地示出。雖然明顯的是，示例性導(dǎo)管10各個方面可適用于各種醫(yī)療程序和最終用途，但是這些實(shí)施例將主要在圖1中所示的導(dǎo)管10的特定實(shí)例的情況下描述。特別地，導(dǎo)管10作為治療傳輸導(dǎo)管被認(rèn)為是特別有益的，用于在心臟手術(shù)過程中產(chǎn)生心內(nèi)膜病變以治療心律失常，并且還用于心臟電生理標(biāo)測和傳輸診斷起搏刺激。然而，說明書和所附的權(quán)利要求書并不意為限制為任何特定實(shí)例，包括但不限于此處描述的特定實(shí)例或?qū)嵤├钱?dāng)在所附的權(quán)利要求書中明確限定為這樣。也就是說，心內(nèi)膜和心外膜通路的結(jié)合也可用于組織治療程序。再次參見圖1，Υ連接器18將內(nèi)管24和電導(dǎo)線26分離，電導(dǎo)線26在電連接器22和尖端組件14與無關(guān)電極40之間延伸。更特別地，管24和導(dǎo)線26在Y連接器18的前部穿過外管12內(nèi)部，而在Y連接器18的后部，內(nèi)管24和導(dǎo)線26的引線露出并分離以分別連接至流體源(未示出)和電源(未示出)。在一個實(shí)施例中，電連接器22是公知的連接器，其被配置為例如通過插入式連接與電源或供電源接合。一種合適的電連接器可以是14插針REDEL 塑料連接器，其在加利福尼亞州羅奈爾德園區(qū)的LEMO是市售的，但來自不同制造商的其它連接器也是可以使用的。外管12包括耦合至Y連接器18的近端28、耦合至尖端組件14的遠(yuǎn)端30，以及在近端28和遠(yuǎn)端30之間延伸的軸向長度。通常，能夠理解的是，用在本實(shí)施例和其它實(shí)施例中的術(shù)語“近”和“遠(yuǎn)”是根據(jù)操作用于治療患者的器械例如導(dǎo)管10—端的醫(yī)生而言的。典型地，術(shù)語“近”指的是器械的最靠近醫(yī)生的部分，而術(shù)語“遠(yuǎn)”指的是最遠(yuǎn)離醫(yī)生的部分。在一個實(shí)施例中，柔性管12可根據(jù)已知的工藝，例如多層加工，包括擠壓工藝、基于芯軸的工藝及其結(jié)合，由醫(yī)療器械領(lǐng)域內(nèi)公知的任意合適的制管材料例如工程尼龍樹脂和塑料制造，包括但不限于法國Ato Fina Chemicals的PEBAX 管。雖然并不是必需的，在一個示例性實(shí)施例中，管12可由第一制管材料制造，第一制管材料限定了管12的更接近于Y連接器18的第一部分32，并且管12可由第二制管材料制造，第二制管材料限定了管12的更接近于尖端組件14的第二部分34。其它制管材料可用于限定管12的其它部分，甚至是尖端組件14。通過由不同的材料和/或不同等級的材料來制造第一部分32、第二部分34和/或其它部分，管12可具有不同的柔性特性，并且有時可被稱為多柔性管。例如，在一個實(shí)施例中，限定管12的第一部分32的第一材料可以是相對剛性且抗扭結(jié)的編織材料。第一部分32可由編織材料、半軟材料和軟材料的不同部分彼此熔合而形成，從而使得第一部分32隨·著其接近尖端組件14沿軸向長度變得越來越具柔性。限定管12的第二部分34的第二·材料可以是具有柔性特性的較軟材料。在示意的實(shí)施例中，各個管部分32、34都具有例如7Fr的相同的外徑，但在其它實(shí)施例中，管部分32、34可具有不同的直徑。如圖1所示，第一部分32在近端部28和遠(yuǎn)端部30之間延伸管12的大部分軸向長度。管12的第二部分34延伸相比第一部分32的長度而言較短的長度。僅通過實(shí)例的方式，在一特定實(shí)施例中，第一部分32延伸約126.3cm的軸向長度，而第二部分34延伸約
2.2cm的軸向長度，然而管部分的其它相對長度也可應(yīng)用于其它實(shí)施例中。管部分32、34的不同相對長度，以及管部分32、34的不同柔性特性允許尖端組件14更為準(zhǔn)確地定位在患者體內(nèi)，同時還避免了在使用和操作過程中管12沿其大部分長度扭結(jié)和過度撓曲的問題。在至少一個實(shí)施例中，導(dǎo)管還可與可操縱導(dǎo)引器或外鞘2 —起使用，一示例性實(shí)施例示于圖2中。類似組件的參考標(biāo)記帶有雙引號(”)，例如無關(guān)電極40”。手柄18”可設(shè)置于軸桿12”的近端。手柄18”和軸桿12”可支承有轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)，用于選擇性地使軸桿12”在至少兩個相反方向彎曲或屈曲。諸如無關(guān)電極40”的電極可定位在軸桿12”上或軸桿12”內(nèi)，位于或靠近軸桿12”的遠(yuǎn)端。圖2A示出了軸桿12”的一個示例性實(shí)施例的橫截面圖，處于在軸桿12”的至少一部分上執(zhí)行回流焊接工藝之后的最后的組裝階段。參見圖2A，在該實(shí)施例中并以最普通的形式，軸桿12”包括內(nèi)襯23和外層25。在至少一個實(shí)施例中，熱縮管21可進(jìn)一步圍繞外層25。內(nèi)襯23具有內(nèi)表面和外表面,其中內(nèi)表面限定了主腔41。在一個示例性實(shí)施例中，內(nèi)襯23可由聚四氟乙烯(PTFE)擠出管形成，諸如Teflon 管。在一個示例性實(shí)施例中，PTFE包括蝕刻PTFE。由該特定材料形成的內(nèi)襯生成一光滑內(nèi)腔，與外鞘一起使用的其它醫(yī)療裝置可在內(nèi)腔內(nèi)通過，所述醫(yī)療裝置諸如導(dǎo)管、針、擴(kuò)張器等。內(nèi)襯23可相對較薄。例如，在一個實(shí)施例中，內(nèi)襯23具有約0.0015英寸(0.0381mm)的厚度。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員能夠理解的是，內(nèi)襯23可由PTFE、或蝕刻PTFE以外的材料形成。例如，在其它示例性實(shí)施例中，內(nèi)層23可由聚合物材料組成，諸如但不限于聚醚嵌段酰胺、尼龍、以及其它熱塑性彈性體。因此，具有由非PTFE材料制成的內(nèi)襯的外鞘仍處于本公開的精神和范圍內(nèi)。繼續(xù)參見圖2A,夕卜層25可鄰近內(nèi)層23及其外表面布置。在一個不例性實(shí)施例中，外層25中包括一個或多個小腔27a-c，小腔27a_c耦合至外層25并適于接收和容納可偏轉(zhuǎn)元件，例如與用于外鞘的轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)關(guān)聯(lián)的轉(zhuǎn)向線或牽引線，或者耦合至無關(guān)電極40”的細(xì)長導(dǎo)體(例如電線)。由于理想地軸桿12”的主腔41可以保持打開，以允許其它醫(yī)療裝置無約束地通過，小腔27a-c布置在軸桿12”的外層25內(nèi)。外層25可由單一聚合物材料形成，或者作為選擇地，由不同組分/材料(例如不同管材和編織組件)混合而成，這些不同組·分/材料在軸桿12”的至少一部分上應(yīng)用回流焊接工藝之后混合而形成外層25。在圖2A示意的示例性實(shí)施例中，外層25包括一層或多層聚合物材料，該材料覆蓋在內(nèi)層23上。該聚合物材料可為一種或多種聚合物擠出管37的形式，其尺寸大小設(shè)定為使其適于覆蓋內(nèi)層23。聚合物管37可包括許多聚合物材料中的一種或多種，諸如但不限于聚醚嵌段酰胺(例如Pebax )、聚酰胺(例如尼龍)、PTFEJfi^lJ PTFE和其它熱塑性彈性體。聚合物管37可由單個管道或多個管道形成。不論由單個還是多個管道形成，管37可在整個長度上具有相同的硬度或硬度測值。作為選擇地，管37的不同部分可具有不同的硬度測值(例如，軸桿12”從近端至遠(yuǎn)端可具有可變的硬度測值)。在一個實(shí)施例中，管37可由多個管道形成，多個管道可首尾相連固定在一起，或者相鄰管道部分可彼此重疊。這些管道可耦合或結(jié)合在一起以在其上執(zhí)行回流焊接工藝時形成軸桿12”。此外，在一個示例性實(shí)施例中，管37的一個或多個部分布置在軸桿12”的遠(yuǎn)端，或者在軸桿12”上的任意其它位置，位于或靠近電極40”可能被安裝的位置，它們形成為半透明或透明的。透明或半透明材料的使用允許人們在外層25中定位并接近小腔27a-c。在一個示例性實(shí)施例中，如圖2A所示，外層25進(jìn)一步包括編織線組件29，編織線組件29靠近內(nèi)襯23和聚合物材料或管37布置且位于二者之間。編織線組件29和管37的布置和配置可以使得管37的聚合物材料在軸桿12”上執(zhí)行回流焊接工藝時熔化并流入編織線組件29的編織層。編織線組件29可以延伸軸桿12”的整個長度(即從近端至遠(yuǎn)端)或小于軸桿12”的整個長度，這會幫助維持軸桿12”的結(jié)構(gòu)完整性，并且還提供內(nèi)部構(gòu)件以從軸桿12”的近端向遠(yuǎn)端傳輸扭矩。在一個示例性實(shí)施例中，編織線組件29包括不銹鋼編織層，其中每條編織線具有尺寸為0.002英寸X0.006英寸(0.051mmX 0.152mm)的矩形橫截面。然而，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員能夠理解的是，編織線組件29可由非不銹鋼材料或者除不銹鋼以外的材料形成。例如，在另一示例性實(shí)施例中，編織線組件29包括鎳鈦(又稱為鎳鈦合金)編織層。此外，編織線組件29可具有不同于前面具體給定的尺寸或線號及橫截面形狀，例如圓形或圓環(huán)形橫截面形狀，并且在各處還具有可變的編織密度。不同的編織線號允許不同的軸桿扭矩和機(jī)械特性。因此，編織線組件包括非不銹鋼的材料，和/或不同于前面提到的尺寸，仍然落在本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)。如前面簡述，在一個示例性實(shí)施例中，外層25還包括一個或多個小腔27a_c，其布置在外層25中并與其耦合。每個小腔27a-c可適于接收并容納一條或多條與電極40”或可偏轉(zhuǎn)元件關(guān)聯(lián)的電線，例如外鞘轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的牽引線。在一個示例性實(shí)施例中，外鞘包括一個或多個擠出管31 (S卩，圖2A中所示的容納牽引線33a-b的管31a_b，以及容納電極線35的管33c)。每根管31a_c限定相應(yīng)的小腔27a_c。管31a_c也即漆布絕緣管，其可由很多本領(lǐng)域公知的材料形成，例如但不限于PTFE。在一個示例性實(shí)施例中，形成管31a-c的材料具有的熔點(diǎn)高于聚合物管37中材料的熔點(diǎn)，從而使得管31a-c在軸桿12”進(jìn)行回流焊接工藝時不會熔化。在圖2A所示的實(shí)施例中，管31a_c固定或結(jié)合至內(nèi)層的外表面。管31a_c可以多種方式固定，例如利用粘合劑。一種合適的粘合劑是氰基丙烯酸鹽粘合劑。一旦軸桿12”進(jìn)行回流焊接工藝，管37的聚合物材料圍繞并封裝管31a-c，從而使得管31a_c以及因此使得小腔27a-c布置在外層25內(nèi)。小腔27a_c相對于軸桿12”的縱軸軸向延伸。在一個示例性實(shí)施例中，容納與無關(guān)電極40”關(guān)聯(lián)的電線35的一些或全部小腔27a-c從軸桿12”的近側(cè)部延伸至軸桿的遠(yuǎn)側(cè)部。在另一示例性實(shí)施例中，一些或全部小腔27a-c從軸桿12”的近端延伸至軸桿12”上近端和遠(yuǎn)端之間的不同點(diǎn)或位置。例如，容納無關(guān)電極40”的電線35的小腔27c可從軸桿12”的近端延伸至軸桿12”的遠(yuǎn)側(cè)部。作為選擇地，它可從近端延伸至軸桿12”上位于或靠近無關(guān)電極40”可能被安裝的位置。類似地，容納轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的牽引線33a-b的小腔27a-b(即，圖2A中的腔31a和31b)可從軸桿12”的近端延伸至位于或靠近軸桿12”遠(yuǎn)端的牽引環(huán)(未示出)。作為選擇地，它們可·從近端延伸至軸桿12”的一點(diǎn)，在該點(diǎn)牽引線33a-b耦合至轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的另一組件，例如牽引環(huán)(未示出)。此外，在至少一個實(shí)施例中，第二電線(未示出)可至少部分地位于延伸至無關(guān)電極的另一小腔(未示出)中。在任何情況下，電線35可連接至無關(guān)電極40”的一部分，例如電極40”的近端，和/或第二電極可連接至無關(guān)電極40”的另一部分，例如電極40”的遠(yuǎn)端。一條或多條電線35可隨后穿過軸桿12”、手柄18”、和外部配線26”到達(dá)電連接器22”，電連接器22”可被配置為連接至電源和/或接地。在一個示例性實(shí)施例中，軸桿12”可以是可操縱的(即軸桿12”的遠(yuǎn)端可相對于縱軸偏轉(zhuǎn)至一個或多個方向)。在一個示例性實(shí)施例中，軸桿12”的運(yùn)動可由醫(yī)生手動控制和操作。然而，在另一示例性實(shí)施例中，運(yùn)動可由自動導(dǎo)向系統(tǒng)來控制和操作，例如但不限于基于機(jī)器人的系統(tǒng)和/或基于磁性的系統(tǒng)。在一個示例性實(shí)施例中，外鞘2可被配置為醫(yī)生控制，外鞘2包括轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)。示例性轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的詳細(xì)描述在2006年12月29日提交的、名稱為“利用平牽線的可操縱導(dǎo)管及其制造方法(Steerable Catheter Using Flat Pull Wires and Method of Making Same)”的美國專利2007/0299424中提出，該專利的全部內(nèi)容在此合并引入作為參考。因此，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)在此僅簡要描述。在一個示例性實(shí)施例中，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)包括手柄、布置在軸桿12”中的牽引環(huán)、以及與手柄和牽引環(huán)耦合且布置在軸桿12”內(nèi)的一個或多個偏轉(zhuǎn)元件，例如牽引線。如圖2中所示，手柄18”可在其近端耦合至軸桿12”。在一個示例性實(shí)施例中，手柄18”為醫(yī)生/臨床醫(yī)生提供了握持軸桿12”的位置，并且在一個示例性實(shí)施例中，手柄18”可被操作為尤其是實(shí)現(xiàn)軸桿12”的遠(yuǎn)端在一個或多個方向的運(yùn)動(即偏轉(zhuǎn))。手柄18”是本領(lǐng)域慣用的并且應(yīng)當(dāng)理解的是手柄18”的構(gòu)造可以變化。在一個示例性實(shí)施例中，手柄18”包括布置在其上或緊靠其布置的致動器19，致動器19可耦合至轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的牽引線。致動器19可被配置為選擇性地操作以使遠(yuǎn)端偏轉(zhuǎn)至一個或多個方向。更特別地，致動器19的操作使?fàn)恳€被推動或牽拉，從而實(shí)現(xiàn)布置在軸桿12”遠(yuǎn)側(cè)部的牽引環(huán)(未示出)的運(yùn)動，并且因而實(shí)現(xiàn)軸桿12”的運(yùn)動。致動器19可采用本領(lǐng)域公知的很多形式。例如，致動器19可包括可旋轉(zhuǎn)致動器19，如圖2中所示，該可旋轉(zhuǎn)致動器使軸桿12”在以一種方式旋轉(zhuǎn)時偏轉(zhuǎn)至一個方向，而在以另一種方式旋轉(zhuǎn)時偏轉(zhuǎn)至另一方向。此外，致動器19可控制軸桿12”能夠偏轉(zhuǎn)的程度。例如，致動器19可允許軸桿12”偏轉(zhuǎn)以引起軸桿的柔軟彎曲。此外，或者作為選擇地，致動器19可允許軸桿12”偏轉(zhuǎn)以引起更大的彎曲(例如，軸桿12”的遠(yuǎn)端相對于軸桿軸線偏轉(zhuǎn)180度)。應(yīng)當(dāng)理解的是，雖然可旋轉(zhuǎn)致動器19在此詳細(xì)描述，但是致動器19可采用本領(lǐng)域公知的能夠?qū)崿F(xiàn)外鞘或其它醫(yī)療裝置遠(yuǎn)側(cè)部的運(yùn)動的任意形式。致動器19可耦合至轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的牽引線。在一個示例性實(shí)施例中，如同與無關(guān)電極40”關(guān)聯(lián)的電線的情況，牽引線33a-b位于軸桿12”的外層25內(nèi)。更特別地，牽引線33a_b布置在外層25中的小腔27a和27b內(nèi)，并被配置為從手柄18”延伸至牽引環(huán)。在一個示例性實(shí)施例中，牽引線33a-b具有矩形橫截面。然而,在另一示例性實(shí)施例中，牽引線33a-b可具有不同于矩形的橫截面形狀，例如但不限于圓形或圓環(huán)形橫截面形狀。轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)可包括許多不同的牽引線布置。例如，在圖2A所示的示例性實(shí)施例中，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)包括兩條牽弓I線。在該特定實(shí)施例中，牽引線布置為彼此180度分開。在另一示例性實(shí)施例中，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)包括四·條牽引線。在這一實(shí)施例中，牽引線彼此90度間隔開。這樣的可操縱外鞘的其它細(xì)節(jié)可在名稱為“其上安裝有柔性電極的醫(yī)療裝置(Medical DevicesHaving Flexible Electrodes Mounted Thereon)”、申請?zhí)枮?13/162，392 的美國專利申請中找到，該專利申請?jiān)诖撕喜⒁胱鳛閰⒖?，就如同在此全部陳述一樣。在不同?shí)施例中，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)可以變化。例如，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)可包括具有外部轉(zhuǎn)向桿的旋轉(zhuǎn)凸輪。該凸輪可容納左右轉(zhuǎn)向線的近端。轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的至少一個這樣的實(shí)施例的其它細(xì)節(jié)披露在名稱為“具有第二通道的電生理/消融導(dǎo)管(Electrophysiology/AblationCatheter Having Second Passage)”的美國專利8，000，764中，該專利在此合并引入作為參考，就如同在此全部陳述一樣。此外，轉(zhuǎn)向機(jī)構(gòu)的至少另一實(shí)施例披露在名稱為“電生理/消融導(dǎo)管及其遠(yuǎn)程致動器(Electrophysiology/Ablation Catheter and Remote ActuatorTherefor)”的美國專利7,881,809中，該專利在此合并引入作為參考，就如同在此全部陳述一樣。圖3示出了組織治療導(dǎo)管10的實(shí)例，它可通過注入導(dǎo)引器的外鞘2插入。在至少一個實(shí)施例中，圖1中所示的導(dǎo)管10可通過圖2中所示的外鞘2插入。這可允許無關(guān)電極40”定位為與尖端電極36和/或?qū)Ч?0上的電極16分離。因此，導(dǎo)管10可位于體內(nèi)的期望位置，例如，心臟中可能期望傳輸組織治療的位置，而外鞘2上的無關(guān)電極40”可單獨(dú)地定位在對于期望的手術(shù)過程而言可能有利的位置，例如，處于使對于患者的治療傳輸?shù)母弊饔米钚〉奈恢谩４送?，?dāng)導(dǎo)管10與諸如外鞘2的導(dǎo)引器一起使用時，導(dǎo)管10的無關(guān)電極40 (圖1)可至少部分由外鞘2覆蓋，如圖3中所示。因此，相比于設(shè)置在導(dǎo)管10上的無關(guān)電極40而言，通過在外鞘2上包含無關(guān)電極40 ”，無關(guān)電極40 ”可更容易用于作為針對來自電極16、36的電流的接地端。如上所述，根據(jù)至少一個實(shí)施例的導(dǎo)管可以是可操縱的?？刹倏v導(dǎo)管10”的操作實(shí)例示于圖4A-C中。類似組件的參考標(biāo)記帶有三引號(”’)，例如無關(guān)電極40”’。圖4A示出了組織治療導(dǎo)管10”’，其中導(dǎo)管的尖端組件14”’可以呈大體上平直的配置。圖4B示意了圖4A中所示的導(dǎo)管10”’的尖端組件14”’移動至大體上U形的配置。圖4C示意了圖4A中所示的導(dǎo)管10”’的尖端組件14”’移動至大體上L形的配置。再次參照可操縱或不可操縱導(dǎo)管的實(shí)施例，值得注意的是，可提供電連接器22(參見圖1)以與電源(未示出)建立電連接，該電源操作尖端組件14的電極16以執(zhí)行例如組織治療程序、標(biāo)測或起搏程序，或者執(zhí)行醫(yī)療程序的其它方面。特別地,在軸桿外表面的一個不例性實(shí)施例中，夕卜鞘可具有布置于其中的用于與電極16關(guān)聯(lián)的電線的小腔。包括一個或多個電導(dǎo)體的柔性電路(未示出)可布置在外鞘的外表面內(nèi)。柔性電路可從軸桿的近端延伸至遠(yuǎn)端。作為選擇地，柔性電路可從近端延伸至軸桿上安裝有電極的點(diǎn)。柔性電路可被配置為與一個或多個電極16電耦合。因此，柔性電路中電導(dǎo)體的數(shù)目將至少等于電極16的數(shù)目。在不同實(shí)施例中，組織治療導(dǎo)管可制造為具有兩個PTFE線腔，該P(yáng)TFE線腔在制造過程中粘到外鞘主腔上。隨后，編織層會伸展而覆蓋組件，并且Pebax和Nylon可被回流焊接在編織層上。為了利用線圈(例如圖1中所示的參考或無關(guān)電極40，或者圖2中或相關(guān)實(shí)施例中所示的無關(guān)電極40”)制造組織治療導(dǎo)管或外鞘，將至少兩個或更多個PTFE腔附接以容納線圈絲或“繞組”。較薄壁塑料(Pebax或Nylon)可用在線圈底層以限制由線圈導(dǎo)致的外徑增大。在一個實(shí)例中，線圈可由0.·007〃直徑鉬絲(例如，約90%鉬和10%銥合金)制成。可以利用卷線機(jī)將所述絲卷繞在導(dǎo)管或外鞘軸桿上。然后，線圈的兩端例如通過粘合和/或回流焊接工藝結(jié)合就位。線圈絲可以彼此間隔開和/或彼此電連接。具體的配置將依賴于不同的設(shè)計(jì)考慮，當(dāng)本文的教導(dǎo)應(yīng)用于醫(yī)療領(lǐng)域時，在本領(lǐng)域普通技術(shù)人員開始熟悉這些教導(dǎo)之后，這些設(shè)計(jì)考慮都落在他們的知識范圍內(nèi)。在一個示例性實(shí)施例中，線圈繞組可以電耦合在一起，從而使得穿過線圈的電能減小或分流。這減少了每個線圈節(jié)段內(nèi)電壓梯度的影響，進(jìn)而改善了由電極傳輸?shù)碾娏髅芏鹊木鶆蚨?。可以選擇線圈多個繞組之間的間隔以達(dá)到期望均勻度的線圈密度。此外，在這些實(shí)施例中，線圈熱量也可以通過縮短電流必須穿過的線圈的長度而減小或最小化。電極導(dǎo)線可沿每個線腔串起，并且末端被錫焊至線圈的鉬絲線圈末端。隨后，焊點(diǎn)可被牽引到軸桿的線腔內(nèi)?？梢岳米贤夤夤袒澈蟿└采w每條電線進(jìn)入腔內(nèi)的孔。結(jié)果會是當(dāng)它進(jìn)入導(dǎo)管10的軸桿12時圍繞無關(guān)電極40的線圈的非常平穩(wěn)的過渡。透明聚合物可用在無關(guān)電極40的線圈下面。這允許制造者看到線腔以沖孔或以其它方式形成孔而使線穿過。還可以在將沖孔的兩個位置下面使用兩個小的透明節(jié)段。為了易于組裝，導(dǎo)管的整個長度可由透明聚合物制成。一個實(shí)施例可利用具有可變緯密的編織層。編織層的極低緯密的節(jié)段可定位在線圈下面。這允許編織線之間具有寬間隙以使電線通過。由于線圈可用于電沖擊或脈沖(高電壓和電流)，可能需要考慮編織層的電短路。寬的緯數(shù)使電線和編織線之間塑料的量增加和/或最大化。在另一實(shí)施例中，編織緯數(shù)可在線的進(jìn)入點(diǎn)處手動分布以達(dá)到相同的結(jié)果。作為選擇地，導(dǎo)管10可不用編織層制造以減小和/或防止導(dǎo)管內(nèi)的能量損失，并且還使安全性最大化。
參見圖1，在手術(shù)中，導(dǎo)管10包括尖端組件14的遠(yuǎn)端部30會被引導(dǎo)到體內(nèi)醫(yī)療程序的發(fā)生位點(diǎn)，該醫(yī)療程序例如心房標(biāo)測、起搏和/或病變形成。例如，遠(yuǎn)端部30可延伸進(jìn)入患者心腔，并且電極16利用電沖擊或脈沖激勵。電能可通過位于組織治療導(dǎo)管10的尖端組件14處的電極環(huán)(例如由鉬制成)傳輸。組織治療導(dǎo)管10可通過標(biāo)準(zhǔn)14插針連接器22連接至電源。組織治療導(dǎo)管10距離第一鉬環(huán)的遠(yuǎn)端可具有大約IOmm距離。在第一鉬環(huán)和第二鉬環(huán)之間可具有大約Imm的間隔，等等。線(例如36號銅線)可用于連接鉬環(huán)和14插針連接器。為了改善手術(shù)過程的效率和效能，每個電極可基于電極-組織接觸、并且更特別地通過電極-組織電耦合被獨(dú)立和/或選擇性地激活和/或激勵。在一個實(shí)例中，電極-組織耦合技術(shù)可利用電耦合系數(shù)“ECI”來實(shí)現(xiàn)，例如在Miller等的公開號為2009/0163904、名稱為“用于評價電極和組織之間的稱合的系統(tǒng)和方法(System and method forassessing coupling between an electrode and tissue)” 的共同擁有的共同未決的美國專利中有所描述，該專利在此合并引入作為參考，就如同在此進(jìn)行全部描述一樣。Miller的該專利描述了用于評估體內(nèi)電極和組織之間耦合程度的系統(tǒng)和方法。獲得電極和組織之間復(fù)數(shù)阻抗成分的值(例如電阻和電抗或阻抗幅度和相位角度)，并計(jì)算表示電極和組織之間耦合程度的耦合系數(shù)。圖5是組織治療導(dǎo)管·(例如圖1或相關(guān)實(shí)施例中所示的組織治療導(dǎo)管10)遠(yuǎn)端的放大等距視圖，其更詳細(xì)地示出了導(dǎo)管的尖端組件14”和電極16。尖端組件14”可以比柔性管12更具剛性，例如，為了保持預(yù)定形狀。在此方面，尖端組件14”可具有任意合適形狀，例如，如所提供的至少部分地利用諸如鎳鈦合金絲的成型線。雖然本文示出和描述的尖端組件14”具有基本螺旋形或圓柱形的形狀，但也可以使用其他配置。例如，可使用同軸配置(未示出)，其中尖端組件14”是平直的并且沿縱軸基本為直線。在任何情況下，尖端組件14”可為基本柔性構(gòu)件，其可屈曲，并可沿其軸向長度彎曲或偏轉(zhuǎn)至例如不同的操作位置。尖端組件14”還可包括多個電極元件，例如本領(lǐng)域內(nèi)公知的通過介電材料彼此間隔開的環(huán)形電極16。尖端組件14”還可包括尖端電極36，和溫度傳感器(未示出)。尖端電極36可連接至尖端組件14”的末端。在一個實(shí)施例中，帶狀電極16附接至尖端組件14”的外表面。正如參照圖9A-D中所示的實(shí)施例更為詳細(xì)描述的那樣，導(dǎo)線延伸至一個或多個帶狀電極16和/或尖端電極36 (以及溫度傳感器和任意其它組件，如果必要的話)，并延伸至電連接器22 (圖1中示出)，從而電極可由電源(未示出)激勵并從而可以將數(shù)據(jù)提供給用戶。在一個示例性實(shí)施例中，帶狀電極16為例如長度為2mm的5_7Fr環(huán)形帶狀電極，并且以2mm的預(yù)定距離與尖端電極36間隔開。尖端電極36例如可以為SFr半球形尖端電極，其長度可為2mm。在其它實(shí)施例中，可以使用其它尺寸的電極16、36，包括但不限于4_或8mm電極。在示例性實(shí)施例中，電極16、36由90%的鉬和10%的銥制造，或者由本領(lǐng)域公知的其它材料制造，從而使電極在熒光鏡曝光下可視。電極16、36中的每一個也可包括多個電極元件。當(dāng)然，電極可包括單個連續(xù)的電極或?qū)щ姴牧瞎?jié)段。圖5中所示的尖端組件14”具有9個帶狀電極16和一個尖端電極36。當(dāng)然，可以使用更多或更少的電極。例如，尖端電極14”可特別適于病變形成程序，其中電極16和36被激勵以在體內(nèi)異常電路徑的位點(diǎn)處傳導(dǎo)電流。因此，DC電能可施加至接近尖端電極14”的生物組織。例如，治療程序通常用在心臟內(nèi)腔內(nèi)。電極16和36還可操作以記錄心臟內(nèi)信號并提供起搏信號。在一個實(shí)施例中，可設(shè)置單獨(dú)的電極以用于病變形成和標(biāo)測。在另一實(shí)施例中，相同的電極可用于任一程序。在另一實(shí)施例中，較大電極可由多個較小電極構(gòu)成。如果合適定位的話，較大電極可提供阻擋線并使得例如PV絕緣更加簡單快速。相鄰電極可被逐一激活以使電場焦點(diǎn)繞PV的圓周依次旋轉(zhuǎn)?？蓪υ摃r機(jī)進(jìn)行電子控制從而當(dāng)一個開始上升增大時其相鄰的一個接近其中-高幅值，從而也減小了邊緣效應(yīng)場強(qiáng)度。通過將每個電極的電能傳輸保持得較短，可維持更高效能量傳輸(傳導(dǎo)或傳送較少損耗)的優(yōu)勢。還值得注意的是，電極表面可被處理，例如增大表面積和/或減小阻抗。例如，電極表面可被處理以使得電極的“中心”與“邊緣”相比具有較低的阻抗，以減小邊緣效應(yīng)和減少火花的產(chǎn)生。在其它實(shí)施例中，高導(dǎo)電率金屬可用于構(gòu)造電線。例如，較大號電線可用于適應(yīng)較大電流。導(dǎo)管軸桿12自身還可由最優(yōu)化以用于將高電壓傳輸至電極16的合適材料制成。如前面已經(jīng)提到·的，需要在電流路徑中設(shè)置接地端，以傳導(dǎo)DC電流并產(chǎn)生電場。這可利用皮膚貼片來實(shí)現(xiàn)，但會導(dǎo)致患者身體響應(yīng)于電流脈沖而產(chǎn)生不期望的運(yùn)動。作為選擇地，第二導(dǎo)管可定位在患者體內(nèi)、充分接近第一導(dǎo)管上的電極16，以提供電流回路。而在其它實(shí)施例中，可使用一個或多個無關(guān)電極，例如無關(guān)電極40 (圖1)和/或無關(guān)電極40 ”(圖 2)。圖6是導(dǎo)管10的軸桿12上設(shè)置的無關(guān)電極40 (例如導(dǎo)電線圈)的放大視圖。在軸桿12外部設(shè)置線圈在臨床上會是有益的，這是因?yàn)樗恍枰つw貼片，并減少了醫(yī)生在手術(shù)過程中必須使用的導(dǎo)管的數(shù)量。線圈可沿軸桿12的長度設(shè)置在任何位置，并且線圈可具有任意合適的長度，只要其能夠承受所傳輸?shù)哪芰俊Ｒ簿褪钦f，可能不期望線圈太短，這是由于產(chǎn)生的熱量會隨著長度減小而增大。在一個實(shí)例中，線圈可為約2.4英寸，但是也可使用較長或較短的線圈。線圈可以通過將導(dǎo)管放置在外鞘2 (圖2和3所示)內(nèi)而設(shè)置在軸桿12的外部，和/或單獨(dú)定位在患者體內(nèi)，從而使外鞘2覆蓋軸桿12的至少一部分。在一個實(shí)例中，幾個線腔穿行在外鞘的壁內(nèi)以形成線圈。在極高的能量水平(例如約200焦)下，無關(guān)電極的線圈可能熔化。為了減小線圈中的阻抗，從而減小相關(guān)熱量，可將分流器或“短路線”42定位在在線圈下面。短路線可為扁平鉬絲，其使無關(guān)電極的各個繞組中的一些或全部一起短路。還可設(shè)置多條短路線并且它們可以不用延伸線圈的整個長度。例如在至少一個實(shí)施例中，四條短路線可繞軸桿/線圈的圓周等距間隔開。多條線可基于用于特定手術(shù)過程的能量水平而單獨(dú)作用和/或選擇性地連接在一起?！┚€圈被短路從而使得它不再是電感器，可以使用其它柔性電極配置，例如使用編織電極、導(dǎo)電聚合物電極和柔性電極。柔性電極包括具有連接相鄰部分的榫槽的電極。柔性電極的一個實(shí)施例披露在申請?zhí)枮?1/853，759、名稱為“具有柔性尖端的消融導(dǎo)管及其制造方法(Ablation Catheter with Flexible Tip and Methods of Making the Same)，，的美國專利申請中，該專利申請?jiān)诖撕喜⒁胱鳛閰⒖?，就如同在此全部陳述一樣。柔性電極的另一實(shí)施例披露在申請?zhí)枮?2/436，977、名稱為“具有多個分段消融電極的灌注消融導(dǎo)管(Irrigated Ablation Catheter with Multiple Segmented Ablation Electrodes)，，的美國專利申請中，該專利申請?jiān)诖撕喜⒁胱鳛閰⒖?，就如同在此全部陳述一樣。該配置允許一定程度的柔性，但由于這些榫槽會共同使電極短路，所以電極不是電感器。圖7示出了組織治療導(dǎo)管10遠(yuǎn)端的等距視圖，進(jìn)一步示意了可移動護(hù)罩38。護(hù)罩38可進(jìn)行操作以在使用中覆蓋一個或多個電極16和/或無關(guān)電極的部分或全部。圖7A是組織治療導(dǎo)管10的軸桿12和護(hù)罩沿圖7中的線7A-7A所截取的橫截面圖。在所示的實(shí)施例中，護(hù)罩38可在導(dǎo)管壁12a和12b之間形成的導(dǎo)管外腔中移動，其可設(shè)置在內(nèi)導(dǎo)管13之上并包括電極16。護(hù)罩可用以控制由組織治療電極產(chǎn)生的電場的位置、方向和/或幅度。也可預(yù)期其它實(shí)施例，例如護(hù)罩中形成有一個或多個開口(“窗口”)。窗口的大小還可針對不同的手術(shù)過程進(jìn)行調(diào)節(jié)。圖8A-B是圖7中所示的導(dǎo)管10遠(yuǎn)端的等距視圖，其示意了護(hù)罩38的運(yùn)動。圖8C-D是如圖7中所示的導(dǎo)管10遠(yuǎn)側(cè)部的放大等距視圖，其進(jìn)一步示意了圖7中所示的護(hù)罩的運(yùn)動，進(jìn)一步示意了護(hù)罩38的運(yùn)動。例如，護(hù)罩可以圖7A中所示的箭頭39a示意的方向運(yùn)動，以覆蓋尖端組件14中的一個或多個電極16。同樣地，護(hù)罩38可以圖7B中所示的箭頭39b示意的方向運(yùn)動，以去除對尖端組件14中的一個或多個電極16的覆蓋?？刂茩C(jī)構(gòu)可由用戶操作以根據(jù)需要或根據(jù)期望選擇性地將護(hù)罩38定位在不同的位置。在一個示例性實(shí)施例中·，當(dāng)作為手柄使用時，護(hù)罩38可被柔性管12的近端28的用戶定位在例如連接器18處。在一個示例性實(shí)施例中，控制機(jī)構(gòu)包括連接在護(hù)罩38 —端的系繩45 (例如線)，系繩45穿過軸桿12的內(nèi)腔設(shè)置在患者體外。系繩45足夠硬以能夠推動和牽拉護(hù)罩38。另一手動操作的控制機(jī)構(gòu)還可包括卷軸，該卷軸可旋轉(zhuǎn)以在朝向?qū)Ч?0遠(yuǎn)端30的第一方向推動系繩45。卷軸還可以相反方向旋轉(zhuǎn)以在朝向?qū)Ч?0近端28的第二方向牽拉系繩45。也可設(shè)置自動控制機(jī)構(gòu)，其包括但不限于響應(yīng)于來自計(jì)算機(jī)或其它電子裝置的信號的電機(jī)驅(qū)動裝置。雖然控制機(jī)構(gòu)可示意為系繩45，但是也可預(yù)期其它控制機(jī)構(gòu)。在繼續(xù)之前，應(yīng)當(dāng)指出的是，導(dǎo)管10可作為灌注導(dǎo)管使用。在一個示例性實(shí)施例中，例如，當(dāng)導(dǎo)管10還用于灌注目的時，圖1中所示的路厄裝置20可用于打開或關(guān)閉流路從而使流體可以穿過Y連接器18和管道12到達(dá)尖端組件14。當(dāng)位于患者體內(nèi)時，尖端組件14可包括一個或多個開口或灌注端口(未示出)，用于流體從管12內(nèi)流至尖端組件14外部。內(nèi)管24形成流體腔，其直接連接至形成灌注端口的多個開口，例如用于鹽灌注。管24例如可由編織聚合物管形成，其將流路保持為在尖端組件14的所有方向上穿過內(nèi)腔，而不影響管12的柔性。在灌注導(dǎo)管的一個實(shí)施例中，尖端組件14中的尖端電極和/或其它位置可由多個開口形成，該開口例如位于兩個或更多個電極16之間。中心腔的一端可與路厄裝置20(圖1中所示)流體連通，并且在另一端具有端口。因此，導(dǎo)電流體或凝膠可通過內(nèi)管24注射并通過端口隱藏以形成電流路徑和便于電極16之間的電流傳導(dǎo)(例如，正好在治療傳輸時或緊接在治療傳輸前進(jìn)行)。在另一實(shí)施例中，導(dǎo)管軸桿12的表面自身也可被處理以增強(qiáng)介電特性，例如在DC電流傳輸至電極時促進(jìn)電流路徑的形成。圖9A-E是示例性原理性電路圖,其示意了通過一個或多個電極的不同電流路徑。在圖9A所示的實(shí)例中，電流可從陽極90傳輸至尖端電極36。電流路徑92可通過以下方式連通:，經(jīng)由組織、血液、和/或隱藏在電極之間的導(dǎo)電流體或凝膠穿過另外的電極16a和16b到達(dá)接地端95。在圖9B所示的實(shí)例中，電流可從陽極90傳輸至尖端電極36。電流路徑92可通過以下方式連通:經(jīng)由組織、血液、和/或隱藏在電極之間的導(dǎo)電流體或凝膠穿過其它電極16a和16b到達(dá)無關(guān)電極40，其中無關(guān)電極40作為接地端95。在圖9C所示的實(shí)例中，電流可通過電流路徑92從陽極90傳輸至并聯(lián)連接(wired in parallel)的電極16a、16b和尖端電極36中的每個。在圖9D所示的實(shí)例中，電流可通過電流路徑92從陽極90傳輸至依次連接(wired in series)的電極16a、16b和尖端電極36中的每個。在圖9E所示的實(shí)例中，電流可通過電流路徑92從陽極90傳輸至電極16a、16b和/或尖端電極36中的一部分或每個。電流路徑92可通過以下方式建立:經(jīng)由組織、血液、和/或隱藏在電極之間的導(dǎo)電流體或凝膠到達(dá)無關(guān)電極40，其中無關(guān)電極40可用作至接地端95的通道。這些電流路徑可在待診斷和/或治療的組織中或附近(例如鄰近組織)產(chǎn)生電場。在一個實(shí)施例中，供能會持續(xù)約0.02到2s之間并且包括相比用于骨骼肌和神經(jīng)刺激的頻率具有顯著更高頻率的多相波形(例如IkHz到10MHz)。供能可優(yōu)選地定時為心動周期以增大定位精度。在任何情況下，在至少一個實(shí)施例中，波形應(yīng)當(dāng)理想地避免幅度的突然發(fā)生或偏移變化，以減小肌肉和神經(jīng)刺激，替代地使用具有梯度發(fā)生和偏移的波包絡(luò)線。具有微圖案化邊緣的電極可例如通過激光加工而產(chǎn)生，以有效地產(chǎn)生串聯(lián)電阻，雖然仍然接近中心電極或最·高電勢電極，但減小了電極最外層部分的電流和電壓。一個優(yōu)選實(shí)施例可以結(jié)合微圖案化或薄邊尖端電極(例如在其尖端大約為4_)。而在一些實(shí)施例中，可使用DC電源，在至少一個實(shí)施例中，可以包含一 RF頻率能量源(例如用于消融的500kHz發(fā)生器)，其為矩形脈沖或梯形脈沖，具有例如約200ms的總持續(xù)時間，占空比為約50%,并且上升和下降時間為約20ms。一個實(shí)施例還為用戶提供了基于表面ECG或?qū)Ч蹺GM來觸發(fā)這些矩形脈沖的選擇。在一個實(shí)施例中，可利用短程病變形成來控制心律失常。術(shù)語“短程組織治療”此處用于指代傳輸電能以實(shí)現(xiàn)心臟傳導(dǎo)的持久變化的任何方法，這與當(dāng)約20-40瓦、約500kHz的RF能量用于削弱組織時所用的大約10-40s相比大大縮短了持續(xù)時間。例如通過控制所使用電流的不同波形/時刻、幅度/能量，可實(shí)現(xiàn)短程組織治療。通過實(shí)例的方式，可能有益的是，利用電流(例如AC或多相的)的穩(wěn)定施加以使電極表面殘余的極化保持為最小從而允許在病變形成期間和緊接在病變形成后電描記圖信號放大而不飽和。還可能有益的是，將電能施加保持得很短從而不會通過傳導(dǎo)或傳送將大量熱能傳遞到相鄰的健康組織。還可能有益的是，在心臟運(yùn)動可被有效“凍結(jié)”或者當(dāng)很難進(jìn)行穩(wěn)定的導(dǎo)管定位并且期望的位置僅能暫時到達(dá)時，利用能量的短期施加，其時間例如設(shè)定至心動周期的特定相位。同樣以實(shí)例的方式，可在導(dǎo)管電極處傳輸20-200焦脈沖波形，以在心臟傳導(dǎo)時產(chǎn)生期望的效果。傳統(tǒng)的RF能量并沒有極大不同(20W持續(xù)15s為300J)，并且可能更為浪費(fèi)，其對血液進(jìn)行加熱并使相鄰組織的溫度升高。電沖擊或脈沖波形的持續(xù)時間為約10-20ms，這意味著在IOOohms的載荷兩端具有約300-500V的平均電壓。較少的電壓可以用于較長的持續(xù)時間。這轉(zhuǎn)換成平均RMS電壓為約50VAC。充足的持續(xù)時間內(nèi)的較高電壓會誘發(fā)電弧，其會隨著水和血液分解成離子而導(dǎo)致組織急速擴(kuò)張和/或水蒸氣“噴射”。較高電壓還需要更大范圍的導(dǎo)管和連接器絕緣，這將在本文的至少一些實(shí)施例中提供。
有效能量的更短暫施加意味著電極附近的更大幅度和更高場強(qiáng)度。在一定程度上，這可通過較大表面積的電極和/或通過減小電極邊緣附近的場強(qiáng)度來抵消，例如通過在邊界處為電極節(jié)段引入串聯(lián)電阻來抵消。這能夠通過改變傳統(tǒng)電極的電子特性或冶金特性或表面特性來實(shí)現(xiàn)。過大的電極尺寸對于在壓縮導(dǎo)管上傳輸定向能量而言是事與愿違的。在繼續(xù)之前，還應(yīng)當(dāng)指出的是，還可提供用于與本文描述的導(dǎo)管10和電極16 —起使用的器械。這樣的器械例如可與合適的傳感器和測量裝置一起使用以顯示或以其他方式輸出參數(shù)，舉幾個例子，例如傳輸?shù)目偰芰?、傳輸至每個電極的能量、峰值電壓、峰值電流、電流傳輸?shù)某掷m(xù)時間、極性等。以軟件或其它程序代碼實(shí)現(xiàn)的算法還可用于基于參數(shù)測量值來“預(yù)測”病變形成(例如深度和/或體積)。同樣，算法還可以如下軟件或其它程序代碼來實(shí)現(xiàn):幫助用戶在使用前基于這些參數(shù)的測量值(例如超過電流傳輸?shù)念A(yù)定安全水平)來識別損壞的導(dǎo)管。圖10示出了示例性控制電路100的原理性框圖，該電路用于將電脈沖傳輸通過組織治療導(dǎo)管中的一個或多個電極101，以為組織治療程序產(chǎn)生電場?？商峁┹旊娧b置110以容納手術(shù)過程中患者體外的電子電路。裝置Iio可包括電源111，諸如高電壓電源(HVPS)，以及電脈沖發(fā)生器112。電脈沖發(fā)生器112可包括截錐形可控硅整流器(SCR)、SCR觸發(fā)電路，以及分流器和分壓器。截錐形SCR可用作安全防護(hù)裝置以防止將不必要的能量傳輸給患者。分流器幫助確保大部分能量被通過心臟傳輸，而分壓器可用作逐步減低高電壓的方法從而保護(hù)計(jì)算機(jī)監(jiān)控系統(tǒng)。在一個實(shí)施例中，可使用LabVIEW軟件或其它合適的程序代碼113來控制電子電路，從而產(chǎn)生期望的脈沖寬·度、脈沖數(shù)量和能量傳輸頻率。控制軟件113還可使得例如通過感測作用來顯示手術(shù)過程中的輸出電壓、輸出電流和心臟傳輸能量。電路控制可用微控制器和嵌入式軟件完成以提高效率。在一個實(shí)施例中，高電壓電源(HVPS)可用于隨后產(chǎn)生電流的負(fù)載電容器。繼電器和SCR系統(tǒng)穩(wěn)定地保持能量直到可能需要進(jìn)行傳輸為止。可在輸出SCR上使用觸發(fā)方法。軟件控制光電晶體管光耦合器，從而觸發(fā)相應(yīng)的SCR。光耦合器或其它開關(guān)裝置114將高電壓(通過SCR)與外部計(jì)算機(jī)監(jiān)控系統(tǒng)隔離。處于打開位置的SCR不允許電流通過，從而使心臟隔離。第二 SCR觸發(fā)器可用在截?cái)嚯娏髀窂?。截?cái)嗦窂教峁┝死@過患者的旁路以在不需要時，或者手術(shù)過程中止時放電。例如，截錐形SCR可被觸發(fā)從而控制心臟處的脈沖寬度。由于閉合的SCR仍然導(dǎo)電直到正向電流下降到閾值以下，所以在期望脈沖寬度結(jié)束時關(guān)閉截錐形SCR使電容器通過低電阻截?cái)嗦窂椒烹姡沟幂敵鯯CR的正向電流充分降低以停止向心臟的傳輸。可能優(yōu)選的是足夠短持續(xù)時間、高達(dá)1000V的電壓用于電穿孔。這需要高電壓電源。在至少一個實(shí)施例中，Matsusada W系列電源可用于組織治療。在該電路中包括控制電源和互鎖的開關(guān)，以及緊急切斷裝置。HVPS111在接通并在預(yù)定安全參數(shù)內(nèi)運(yùn)行時還可產(chǎn)生約5V的信號。這也可為用戶進(jìn)行記錄和顯示。電壓和電流輸出還可由電位器顯示和控制。為安全起見，電路(以及相關(guān)程序代碼)還提供了很多隔離層。例如，繼電器用于單獨(dú)地對電容器充電和放電，從而使得患者與HVPS能夠電隔離。應(yīng)當(dāng)指出的是，本文描述的不同實(shí)施例也可與導(dǎo)管和/或?qū)Ч?外鞘結(jié)合物一起使用。此外，不同實(shí)施例同樣適于與EnSiteTM、Cart0TM、MediGUideTM和/或其它導(dǎo)航/標(biāo)測系統(tǒng)一起使用，用于對微創(chuàng)式體內(nèi)導(dǎo)航進(jìn)行實(shí)時跟蹤。利用這些系統(tǒng)，能夠在醫(yī)療過程中實(shí)時計(jì)算導(dǎo)管的3D位置和方向并為用戶圖形地投射在顯示屏上。雖然本文描述的不同實(shí)施例包括組織治療導(dǎo)管，其可用于不同的醫(yī)療程序，例如標(biāo)測和/或病變形成程序，但是，對于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員而言，在對本文的教導(dǎo)開始熟悉之后，其它用途也是能夠預(yù)期的并且將變得易于顯而易見。其它示例性用途可包括但不限于腫瘤或癌癥治療。例如，具有DC電極的導(dǎo)管可用于殺死靠近脈管系統(tǒng)定位或患者體內(nèi)別處的癌細(xì)胞。同樣如前面已經(jīng)提到的，電穿孔可用作藥物傳輸方法，其將藥物直接導(dǎo)引至一個或多個細(xì)胞的細(xì)胞膜內(nèi)。類似地，電穿孔可用于基因治療。雖然本發(fā)明已經(jīng)以不同特定實(shí)施例的形式進(jìn)行了描述，但是本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識到，本發(fā)明能夠在權(quán)利要求書的精神和范圍內(nèi)進(jìn)行修改。被認(rèn)為在此合并引入作為參考的任何專利、公開、或其它披露材料，其全部或部分內(nèi)容僅以下述程度在本文中合并引入，即合并引入的材料與目前的定義、陳述或本發(fā)明中提出的其它披露材料不相矛盾。同樣地，以必要的程度，本文明確陳述的披露內(nèi)容取代合并引入作為參考的任何矛盾的材料。被認(rèn)為在此合并弓I入作為參考、但與目前的定義、陳述或本文中提出的其它·披露材料相矛盾的任何材料或其部分將僅以下述程度合并引入，即在合并引入的材料和目前披露的材料之間不存在矛盾。
權(quán)利要求
1.一種導(dǎo)管裝置，包括: 細(xì)長構(gòu)件，其包括至少一個消融電極； 外鞘，其被設(shè)定尺寸并配置為將細(xì)長構(gòu)件導(dǎo)引至患者體內(nèi)；以及 位于外鞘上的無關(guān)電極，所述無關(guān)電極被配置為允許直流電脈沖在所述至少一個消融電極和無關(guān)電極之間傳輸?shù)碾娏髀窂剑援a(chǎn)生鄰近組織的電場。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中外鞘是可操縱的。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中直流電脈沖的特征在于可變頻率波形。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中直流電脈沖的特征在于可變幅度波形。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中直流電脈沖的特征在于可變持續(xù)時間波形。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中細(xì)長構(gòu)件包括環(huán)部，并且其中消融電極定位在環(huán)位置上。
7.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，其中細(xì)長構(gòu)件包括串聯(lián)連接在一起的多個電極。
8.根據(jù)權(quán)利要求7的導(dǎo)管裝置，其中所述多個電極僅在DC脈沖傳輸期間串聯(lián)電連接。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的導(dǎo)管裝置，進(jìn)一步包括形成在細(xì)長構(gòu)件中的至少一個端口，所述至少一個端口被配置為隱藏 導(dǎo)電材料，以便于形成電流路徑。
10.一種可操縱導(dǎo)引器，包括: 細(xì)長主體，其限定了內(nèi)腔，所述內(nèi)腔被設(shè)定尺寸并配置為接收導(dǎo)管；以及 無關(guān)線圈電極，其定位在細(xì)長主體上并被配置為向直流電脈沖提供電接地，以用于病變形成或可視化程序。
11.一種成套裝置，包括: 導(dǎo)管，其包括近端、遠(yuǎn)端，以及靠近遠(yuǎn)端定位的至少一個電極；以及 外鞘，其限定了內(nèi)腔，所述內(nèi)腔被設(shè)定尺寸并配置為接收導(dǎo)管，其中外鞘包括無關(guān)電極，所述無關(guān)電極被配置為向從電源至所述至少一個電極的電流路徑提供接地。
12.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中所述至少一個電極包括多個電極，所述電極被配置為使得在手術(shù)期間直流電脈沖大體上同時地向所述多個電極中的每一個提供電流。
13.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中外鞘包括可操縱導(dǎo)引器。
14.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中無關(guān)電極包括線圈。
15.根據(jù)權(quán)利要求14的成套裝置，其中線圈包括多個繞組，所述繞組被配置為提供高表面積，以用于消散當(dāng)電能流過線圈的至少一部分時產(chǎn)生的熱量。
16.根據(jù)權(quán)利要求14的成套裝置，其中線圈包括具有繞組節(jié)距的繞組，所述繞組節(jié)距被設(shè)置為提供高表面積，以用于消散當(dāng)電能流過線圈的至少一部分時產(chǎn)生的熱量。
17.根據(jù)權(quán)利要求14的成套裝置，進(jìn)一步包括位于線圈的至少一部分上的分流器。
18.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中所述至少一個電極包括分段電極。
19.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中所述至少一個電極涂覆有導(dǎo)電聚合物。
20.根據(jù)權(quán)利要求11的成套裝置，其中所述至少一個電極被配置為基于電極-組織接觸和電耦合而被獨(dú)立且選擇性地激勵。
全文摘要
披露了一種具有用于直流電組織治療的無關(guān)電極的電極導(dǎo)管裝置。該導(dǎo)管裝置的一個實(shí)例具有柔性管，該柔性管具有至少一個消融電極。該導(dǎo)管裝置還可與用于將柔性管導(dǎo)引至患者體內(nèi)的外鞘一起使用。位于外鞘上的無關(guān)電極能夠向直流電(DC)脈沖提供接地，以傳輸電能并產(chǎn)生鄰近組織的電場。還披露了其它不同的實(shí)施例。
文檔編號A61B18/04GK103220994SQ201180055276
公開日2013年7月24日 申請日期2011年11月18日 優(yōu)先權(quán)日2010年11月19日
發(fā)明者M·M·格拉斯, R·E·斯特赫, I·A·貝蒂, L·E·克拉克, D·C·德諾, T·T·泰格, J·V·考普斯曼, S·保羅, J·A·施魏策爾 申請人:圣猶達(dá)醫(yī)療用品電生理部門有限公司