使用高頻起搏和腎神經消融治療心房纖顫的製作方法

2023-09-13 04:14:25

專利名稱：使用高頻起搏和腎神經消融治療心房纖顫的製作方法
技術領域：
本發明涉及使用消融導管，單獨採用腎神經切除或結合心臟組織消融治療包括心房纖顫在內的心律失常的方法。具體地講，所述方法使用高頻起搏識別要消融的腎神經， 可以包括採用心臟組織消融實現心臟中的肺部靜脈隔離，以便治療藥物難治性心房纖顫病例。
背景技術：
心律失常，尤其是指心房纖顫，一直是常見和危險的疾病，在老年人中尤為如此。 對於具有正常竇性心律的患者，由心房、心室和興奮傳導組織構成的心臟在電刺激的作用下可以同步、模式化方式搏動。對於心律失常的患者，心臟組織的異常區域不會像具有正常竇性心律的患者那樣遵循與正常傳導組織相關的同步搏動周期。相反，心臟組織的異常區域不正常地向相鄰組織傳導，從而將心臟周期破壞為非同步心律。之前已知這種異常傳導發生於心臟的各個區域，例如竇房(SA)結區域中、沿房室(AV)結和希氏束的傳導通道或形成心室和心房心腔壁的心肌組織中。包括房性心律失常在內的心律失常可以為多子波折返型，其特徵在於電脈衝的多個異步環分散在心房腔室周圍，並且這些環通常是自傳播的。另一方面，或者除多子波折返型之外，心律失常還可以具有局灶性起源，例如當心房中孤立的組織區域以快速重複的方式自主搏動時。室性心動過速(V-tach或VT)是一種源於某一個心室的心動過速或快速心律。這是一種可能危及生命的心律失常，因為它可以導致心室纖顫和猝死。當竇房結產生的正常電脈衝被起源於心房和肺靜脈、會導致不規則脈衝被傳輸至心室的紊亂電脈衝淹沒時，會發生一種類型的心律不齊，即心房纖顫。從而產生不規則心跳，並會持續幾分鐘至幾周，或甚至幾年。心房纖顫(AF)通常是慢性病症，它會使通常由中風導致的死亡風險稍有增大。風險隨年齡而增大。大約8%的80歲以上人群具有一定程度的AF。心房纖顫通常是無症狀的，而且其自身一般不會危及生命，但它會引起心悸、虛弱、昏暈、胸痛和充血性心力衰竭。發生AF時中風風險增大，因為血液會在收縮乏力的心房和左心耳中匯集並形成凝塊。AF的一線治療是可減慢心率或使心律恢復正常的藥物治療。另外，患有AF的人通常會被給予抗凝劑，以防止他們有中風的風險。使用此類抗凝劑會伴隨其自有的內出血風險。對於某些患者，藥物治療是不夠的，他們的AF被視為藥物難治性的， 即用標準藥物幹預是無法醫治的。也可以採用同步電復律使AF恢復至正常心律。作為另外一種選擇，可以用導管消融治療AF患者。然而，此類消融不是對所有患者都有效。因此， 需要具有針對此類患者的替代治療方法。外科手術消融是一種選擇，但也具有通常與外科手術相關的額外風險。心律失常的診斷和治療包括標測心臟組織(尤其是心內膜和心臟容量)的電性質，以及通過施加能量來選擇性地消融心臟組織。此類消融可以終止或改變無用的電信號從心臟的一部分向另一部分的傳播。消融方法通過形成不傳導的消融灶來破壞無用的電通路。已經公開了多種用於形成消融灶的能量遞送物理療法，其中包括使用微波、雷射和更常見的射頻能量來沿心臟組織壁形成傳導阻滯。在這個兩步手術(標測，然後消融)中，通常通過向心臟中插入包含一個或多個電傳感器的導管(或電極)並獲取多個點處的數據來感應並測量心臟中各個點的電活動。然後利用這些數據來選擇將要進行消融的目標區域。電極導管已普遍用於醫療實踐多年。它們被用於刺激和標測心臟中的電活動，以及用於消融異常電活動的部位。使用時，將電極導管插入主靜脈或動脈(例如股動脈)，然後導入所關注的心室中。典型的消融手術涉及將在其遠端具有頂端電極的導管插入心室中。提供了一種參比電極，其通常用膠帶粘貼在患者的皮膚上，或者使用設置在心臟中或附近的第二導管來提供參比電極。RF(射頻)電流被施加至消融導管的頂端電極，並通過周圍介質(即，血液和組織)流向參比電極。電流的分布取決於與血液相比電極表面與組織接觸的量，其中血液比組織具有更高的傳導率。由於組織的電阻率出現組織的變熱。組織被充分加熱而使得心臟組織中的細胞破壞，導致在心臟組織中形成非導電的消融灶。在這個過程中，由於從被加熱組織至電極本身的傳導，還發生對電極的加熱。如果電極溫度變得足夠高，可能高於60°C，則可在電極的表面上形成脫水血液蛋白的薄透明塗層。如果溫度繼續升高，則所述脫水層會變得越來越厚，導致在電極表面上發生血液的凝結。因為脫水生物材料與心內膜組織相比具有更高的電阻，所以對於進入心內膜組織的電能量流的阻抗也增大。如果阻抗充分地增大，則發生阻抗升高並且導管必須從身體移開並且對頂端電極進行清理。在美國專利No. 6，292，695中公開了一種用電生理學導管控制心房纖顫、心動過速或心律失常的方法，所述電生理學導管具有包含至少一個刺激電極的頂端部分，所述電極穩定放置在選定血管內位置處。該電極連接到刺激裝置上，在血管壁上經血管以足以使神經去極化並影響心臟控制的強度對支配心臟的交感神經或副交感神經施加刺激。Demaris等人的美國專利公布No. 2007/1029671中公開了使用腎神經刺激治療心律失常的方法。Demaris提出通過使用神經調節可實現不可逆轉的電穿孔或電熔化、消融、 壞死和/或誘發細胞凋亡、改變基因表達、動作電位衰減或封鎖、改變細胞因子上調以及目標神經纖維中的其他狀況。在一些實施例中，通過施加神經調節劑、熱能或高強度聚焦超聲實現此類神經調節。在Deem等人的美國專利公布No. 2010/0222851中，提出通過監測腎神經調節的刺激作用識別腎神經，以便切除神經或進行調節。在神經調節之前刺激此類神經預期可以減少血流，但在神經調節之後進行刺激預期不會使血流減少至在神經調節之前使用相似狀況參數和位置時達到的程度。

發明內容
本發明涉及對患者的治療方法，尤其是心律失常的治療方法，如單獨採用腎消融或結合心臟消融的心房消融。本發明的患者治療方法包括以下步驟將其上裝有電極的消融導管插入患者的腎動脈中，其中腎動脈具有限定內腔的壁；刺激腎動脈內腔壁的一部分；監測患者的血壓；識別腎組織壁上的通過刺激可導致患者血壓降低的位置，從而表明該位置附近存在腎神經； 以及消融識別位置附近的腎神經。完成消融之後，重新刺激識別位置，以確定通過刺激是否可降低患者的血壓，如果有所降低，則再次消融識別位置，以消融腎神經。使用的消融導管可以是一種能夠用射頻能量、超聲能量、微波能量或低溫冷卻消融組織的消融導管。消融導管可以具有灌注電極，以便減小對除腎神經細胞(如內皮層)外的腎動脈壁的損害。灌注電極可以具有冷卻流體能夠流經的多個孔，或者可以被封閉系統中的冷卻流體冷卻。冷卻流體可以是鹽水，並優選地冷卻至基本上低於患者的體溫，更優選地冷卻至大約20攝氏度。刺激腎動脈內腔壁的一部分的步驟包括使用高頻脈衝，優選地以大於大約20KHz 的頻率刺激腎神經，從而使患者的血壓作出響應。可以沿著腎動脈壁將消融導管移至第二位置，並重複刺激、監測、識別和消融步驟。可以一直這麼做，直到確信所有腎神經已被切除。根據權利要求1所述的方法，其中是對心律失常進行治療。對於治療心律失常而言，所述方法優選地包括以下步驟將消融導管插入患者的心臟，用消融導管消融心臟組織，以便校正心律失常。如果心律失常為心房纖顫，那麼消融心臟組織的步驟會導致一條或多條肺靜脈隔離。所述方法中使用的消融導管可以包括能夠提供與消融導管頂端位置相關的信息的位置傳感器，如磁性位置傳感器。


通過參考以下與附圖結合考慮的詳細說明，將更好地理解本發明的這些和其他特徵以及優點，其中圖1為心導管插入術系統的示意性圖解。圖2為示出人類腎臟解剖的示意圖。圖3為腎動脈壁的一部分的橫截面示意圖。圖4為本發明的導管的一個實施例的側視圖。圖5為圖4導管的遠端段的透視圖。圖6為根據本發明的腎神經切除方法的流程圖。
具體實施例方式圖1為根據本發明實施例的腎和/或心導管插入術系統20的示意性圖解。系統 20 可以基於例如由 Biosense Webster (Diamond Bar, California)製造的 CARTOTM 系統。 該系統包括導管觀形式的侵入式探針和控制臺34。在下文所述的實施例中，如本領域所已知，假設導管觀用於消融心內組織。或者，加以必要的變通，可以將導管用於心臟或其他身體器官中的其他治療和/或診斷用途。操作者沈(如心臟病學家)將導管洲穿過患者M的血管系統插入，以使得導管的遠端30進入腎動脈或患者心臟22的心室。操作者推入導管，以使得導管的遠端頂端在所需的一個或多個位置處接合心內組織。導管觀通常由在其近端處的合適的連接器連接到控制臺34。如下文進一步描述的，所述控制臺包括射頻(RF)發生器40，其藉助導管提供高頻電能來消融遠端頭接合位置處的心臟中的組織。作為另外一種選擇，導管和系統能夠通過本領域已知的其他技術進行消融，如冷凍消融、超聲消融或用微波能量進行消融。控制臺34利用磁性位置感測確定心臟22內的遠端30的位置坐標。為了該目的，控制臺34中的驅動電路38驅動磁場發生器32，以在患者M體內產生磁場。通常， 磁場發生器包括線圈，線圈在患者體外的已知位置處被置於患者軀幹下方。這些線圈在包含心臟22在內的預定工作空間內產生磁場。導管觀的遠端30內的磁場傳感器(如圖2所示)在這些磁場作用下產生電信號。信號處理器36處理這些信號，以確定遠端的位置坐標，通常包括位置和取向坐標。該位置感測方法在上述CARTO系統中實施並在美國專禾Ij 5，391，199,6, 690，963,6, 484，118,6, 239，724,6, 618，612 和 6，332，089 中、在 PCT 專利公布WO 96/05768中以及在美國專利申請公布2002/006Μ55Α1、2003/0120150Α1和 2004/0068178A1中有詳細描述，它們的公開內容全部以引用方式併入本文。處理器36通常包括通用計算機，通用計算機具有合適的前端和接口電路，用於從導管觀接收信號並控制控制臺34的其他組件。處理器可以在軟體內編程，以執行本文所述功能。例如，可經網絡將軟體以電子形式下載到控制臺34中，或者可將軟體設置在有形介質上，例如設置在光學、磁或電子存儲介質上。作為另外一種選擇，可通過專用或可編程數字硬體部件執行處理器36的一些或全部功能。根據從導管和系統20的其他組件接收的信號，處理器36驅動顯示器42給操作者沈提供關於患者體內遠端30的位置的視覺反饋， 以及關於正在進行的過程的狀態信息和指導。作為另外一種選擇或除此之外，系統20可以包括用於在患者M體內操縱和操作導管28的自動化機構。該機構通常能夠控制導管的縱向運動(前進/後退)和導管的遠端的橫向運動(偏轉/轉向)。例如，該類型的一些機構將直流磁場用於此目的。在此類實施例中，處理器36根據導管中磁場傳感器所提供的信號產生控制輸入，用於控制導管的運動。如下文進一步所述，這些信號表徵導管遠端的位置和施加到遠端上的力。圖2為人類腎和泌尿系統的示意圖，其包括由腎動脈RA提供含氧血液的左和右腎 K，腎動脈繼而由腹主動脈AA提供含氧血液。雖然它們的尺寸相對較小，但腎可接納心臟輸出的總含氧血液的大約20%。每條腎動脈都分成節段動脈，其進一步分成葉間動脈，葉間動脈穿過腎小囊並延伸穿過腎錐體之間的腎柱。腎K將尿液排至輸尿管U，進入泌尿系統的膀胱B。含氧血液一旦被腎使用，其就會從腎經由腎靜脈RV和下腔靜脈IVC流回心臟。腎和中樞神經系統通過腎叢連通，腎叢的纖維沿著腎動脈到達每個腎。腎神經通常在內皮層以下大約3mm的動脈壁的外膜內沿著腎動脈RA的長度在腎動脈RA周圍延伸。圖3示出了包括腎動脈在內的典型動脈的層，其包括內皮層E、平滑肌細胞SMC層和外膜A。腎神經RN 主要位於外膜內。圖3和4示出了本發明方法中使用的導管觀的一個實施例，其具有通過頂端消融電極17的改善的灌注流。該導管在提交於2010年4月四日的美國專利申請No. 12/770，582 中有更完整的描述，該專利以引用方式併入本文。頂端電極能夠促使流體流入頂端電極並使流體在其中分散，從而提供更均勻的流體覆蓋百分比，並促使流體在頂端電極外部的所有位置處流動。因此可以在對患者施加較低流體負載的較低流速下操作導管，同時頂端電極比以前的冷卻電極具有更好的冷卻性。此外，頂端電極處的高流體出口速率提供有助於在頂端電極周圍形成流體邊界層的「噴射」動作，這可以降低消融期間燒焦和/或血栓的發生率。可以將流體(例如生理鹽水或肝素)從頂端電極輸送到消融部位，以冷卻組織、減弱凝結作用和/或促進更深消融灶的形成。應當理解，也可以輸送其他流體，包括任何診斷和治療流體，例如神經抑制劑和神經刺激劑。導管觀具有帶近端和遠端的細長導管主體12、在導管主體12遠端處的中間可偏轉段14以及帶灌註標測和消融頂端電極17的遠端段15。該導管也包括在導管主體12近端處的控制手柄16，用來控制中間段14的偏轉(單向或雙向)。導管主體12包括具有單個軸上腔或中央管腔18的細長管狀構造。導管主體12是柔韌的(即可彎曲)，但沿其長度基本上是不可壓縮的。導管主體12可為任何合適的結構， 並且可由任何合適的材料製成。目前優選的結構包括由聚氨酯或PEBAX製成的外壁。外壁包括由不鏽鋼等製成的嵌入式編織網，以增大導管主體12的抗扭剛度，使得當旋轉控制手柄16時導管觀的中間段14將以相應的方式進行旋轉。導管主體12的外徑並非決定性因素，但優選為不大於約8F，更優選不大於約7F。 同樣，外壁20的厚度也不是決定性因素，但要足夠薄，使得中央管腔18可容納拉引構件 (例如，拉線)、導線和任何其他所需的金屬線、電纜或配管。如果需要，外壁的內表面可襯有加強管，以得到改善的扭轉穩定性。在控制手柄16和可偏轉段14之間延伸的部件穿過導管主體12的中央管腔18。 這些部件包括用於遠端段15上的頂端電極17和環電極22的導線、用於將流體輸送到遠端段15的灌注管、用於裝入遠端段中的位置定位傳感器的電纜、用於使中間段14偏轉的拉線以及用於感測遠端頂端段15處的溫度的一對熱電偶線。遠端頂端段15在中間段14的遠端處，其包括頂端電極17以及在頂端電極17和中間段14之間的一段相對短的連接管或覆蓋物M。在圖4所示的實施例中，連接管M具有單一管腔，其允許頂端電極和環電極導線30、傳感器電纜33、熱電偶線41和42、拉線32 和灌注管38穿過進入頂端電極17中。連接管M的單一管腔允許這些部件根據需要從其在中間段14內的相應管腔向其在頂端電極17內的位置重新定向。在所公開的實施例中， 管M是保護性管，如PEEK管，其長度介於6mm和12mm之間，更優選為約11mm。需要注意的是，包括頂端電極和環電極導線30的選定部件為了頂端電極的其他部件和結構更清晰而未示出。外殼50由生物相容性金屬(包括生物相容性金屬合金)構造。合適的生物相容性金屬合金包括選自不鏽鋼合金、貴金屬合金和/或其組合的合金。在一個實施例中，外殼由含有約80重量％鈀和約20重量％鉬的合金構造。在一個替代實施例中，外殼由含有約90 重量％鉬和約10重量％銥的合金構造。外殼可由深衝壓製造工藝形成，該工藝生成足夠薄但堅固的外殼壁，其適用於處理，穿過患者身體傳送以及在標測和消融手術期間組織接觸。 在所公開的實施例中，外殼壁具有大致均勻的厚度，其在介於約0. 003英寸和0.010英寸之間的範圍內，優選在介於約0. 003英寸和約0. 004英寸之間的範圍內，更優選為約0. 0035 英寸。儘管深衝壓方法非常適於製造具有足夠薄的壁的外殼，但應當理解，還可以使用其他方法，例如鑽孔和/或澆注/模鑄。在所公開的實施例中，有56個口，其排列在六個圓周行中，其中五行R1-R5各具有 10個口，遠端行R6具有六個口。行R1-R5的口彼此大致等距，但鄰行的口彼此錯開，使得各口與四個或六個相鄰口等距。最遠端的具有十個口的行R5位於外殼的圓形遠端部分處。 行(或圓)R6在外殼的平坦或幾乎平坦的遠端53上。行R6的六個口在圓上成等角。安裝在連接管M上的環電極22可由任何合適的固體導電材料製成，例如鉬或金，優選地為鉬和銥的組合。環電極可用膠等安裝到連接管M上。作為另外一種選擇，可通過用導電材料(如鉬、金和/或銥)塗覆管M來形成環電極。可採用濺射、離子束澱積或等同技術來塗敷塗層。可根據需要改變管M上環電極的數量。環可以為單極或雙極。在圖示實施例中，存在一個遠端單極環電極和一對近端雙極環電極。各環電極連接到各自的導線。頂端電極17通過導線電連接到消融能量源上。環電極21通過各自的導線電連接到適當的標測或監測系統。本發明的頂端電極可在瓦數低於30時以約8ml/分鐘或更低的速率工作，在瓦數介於30和50之間時以約17ml的速率工作。因此，在五或六小時的手術中，患者身體上的流體負載會非常顯著地減少。此外，如果通過可編程泵調節流速，則對於較低的瓦數，流速甚至可以更低。圖5為示出根據本發明的雙消融手術的流程圖。在步驟100，內科醫生將消融導管插入患者要治療的腎動脈。可以通過腎動脈內的切口並將消融導管導入腎動脈中或通過另一種已知的方法完成該步驟。在步驟110，通過使用高頻刺激，優選地以大於20KHZ的頻率確定要施加射頻消融能量的位置。如果腎神經在消融導管的附近，用高頻刺激可以確定它的位置。對腎神經的高頻刺激會使患者的血壓下降，因此，要在步驟120監測患者的血壓。 在步驟130，如果看到血壓響應高頻刺激而下降，則在步驟140可以對組織進行消融。用消融導管消融腎神經。例如，可使用上文所述的灌注射頻消融導管，對腎動脈裡面的該位點施加射頻能量，從而消融腎神經。來自灌注消融導管的冷卻流體可以防止內皮和平滑肌細胞受到過多的損害，從而避免腎動脈狹窄的可能性。冷卻流體應足夠涼，以便減小對內皮層的損害，它應當優選地冷於患者的體溫，並更優選地低於大約20攝氏度。除了使用射頻能量， 消融導管還可以使用本領域已知的超聲或微波輻射或冷凍劑。在步驟150，通過用相同的高頻刺激再次刺激相同的組織確定是否缺少迷走神經響應來證實成功消融，即，當以相同的方式刺激相同的區域時，患者未出現血壓降低。通過在步驟150監測血壓並在步驟170確定是否有響應，可以在步驟180確認該位置附近的腎神經的消融情況，或者，如果血壓對刺激仍有響應，則可在步驟140重複消融。一旦在步驟 130或步驟170通過缺少迷走神經響應確認消融，如果存在包括需要消融的腎神經的其他腎動脈區域，則可在步驟190重新定位消融導管，以獲得所需的結果。使用得自Grass Technologies的發生器以大於或等於20KHz的頻率完成高頻刺激。對於心律失常的具體治療而言，方法的下一步是將消融導管插入患者的股動脈或肱動脈，並將消融導管導入心室進行心臟組織的消融。對於心房纖顫，執行消融以隔離一條或多條肺靜脈。例如，根據Y. khwartz的名稱為『、tandardization of Catheter Based Treatments for Atrial Fibrillation」(基於導管標準化的心房纖顫治療)美國專利公布No. 2007/003826的教導將消融導管插入切口，即患者股動脈中的插入導管，並將消融導管導入心房。腎神經切除和肺靜脈隔離的組合可以進一步降低患者心房纖顫的復發，從而減少了重複手術。已結合本發明的當前的優選實施例進行了以上描述。本發明所屬技術領域內的技術人員將會知道，在不有意背離本發明的原則、精神和範圍的前提下，可對所述結構作出更改和修改。
因此，以上描述不應視為僅與所描述的和附圖所示的精確結構有關，而應視為符合所附的具有最全面和合理範圍的權利要求書，並作為權利要求書的支持。
權利要求
1.一種治療患者的方法，所述方法包括以下步驟將其上裝有電極的消融導管插入患者的腎動脈，其中所述腎動脈具有限定內腔的壁； 刺激所述腎動脈的內腔壁的一部分； 監測所述患者的血壓；識別所述腎動脈的所述內腔壁上通過所述刺激引起所述患者的血壓降低的位置，從而表明所述位置附近存在腎神經；以及消融所述識別位置附近的所述腎神經。
2.根據權利要求1所述的方法，還包括以下步驟再次刺激所述識別位置，以確定所述刺激是否使所述患者的血壓降低； 如果所述患者的血壓因所述再次刺激而降低，則重新消融所述識別位置，以消融所述腎神經；以及重複這些步驟，直到在所述識別位置處響應所述刺激的所述患者的血壓極少降低或沒有降低。
3.根據權利要求1所述的方法，其中所述消融導管能夠使用射頻能量消融組織。
4.根據權利要求3所述的方法，其中所述消融導管具有灌注電極。
5.根據權利要求1所述的方法，其中所述消融導管能夠使用所述組織的低溫冷卻消融組織。
6.根據權利要求1所述的方法，其中所述消融導管能夠使用超聲消融組織。
7.根據權利要求1所述的方法，其中所述消融導管能夠使用微波輻射消融組織。
8.根據權利要求1所述的方法，其中刺激所述腎動脈的所述內腔壁的一部分的步驟包括使用高頻脈衝。
9.根據權利要求8所述的方法，其中所述高頻刺激大於大約20KHz。
10.根據權利要求4所述的方法，其中所述灌注電極用於減小對所述腎動脈的所述內腔的壁中的內皮細胞的損害。
11.根據權利要求4所述的方法，其中所述灌注電極具有冷卻流體能夠流經的多個孔。
12.根據權利要求4所述的方法，其中所述灌注電極被封閉系統中的冷卻流體冷卻。
13.根據權利要求11或12所述的方法，其中所述冷卻流體為鹽水。
14.根據權利要求11或12所述的方法，其中所述冷卻流體的溫度基本上低於所述患者的體溫。
15.根據權利要求14所述的方法，其中所述冷卻流體的溫度低於20攝氏度。
16.根據權利要求1所述的方法，其中所述治療用於治療心律失常。
17.根據權利要求16所述的方法，還包括以下步驟 將消融導管插入患者的心臟；用所述消融導管消融心臟組織，以便校正所述心律失常。
18.根據權利要求17所述的方法，其中所述心律失常為心房纖顫，並且消融心臟組織的步驟導致一條或多條肺靜脈隔離。
19.根據權利要求1所述的方法，其中將所述消融導管移至第二位置，並重複刺激、監測、識別和消融的步驟。
20.根據權利要求1所述的方法，其中所述消融導管包括位置傳感器。
21.根據權利要求1所述的方法，其中所述位置傳感器為能夠提供與所述消融導管的頂端位置相關的信息的磁性位置傳感器。
22.—種治療患者的方法，所述方法包括以下步驟將其上裝有電極的灌注消融導管插入患者的腎動脈，其中所述腎動脈具有限定內腔的壁；通過所述電極刺激所述腎動脈的內腔壁的一部分； 監測所述患者的血壓；識別所述腎動脈的所述內腔壁上通過所述刺激引起所述患者的血壓降低的位置，從而表明所述位置附近存在腎神經；消融所述識別位置附近的所述腎神經。
23.根據權利要求22所述的方法，其中刺激所述腎動脈的所述內腔壁的一部分的步驟包括使用高頻脈衝。
24.根據權利要求23所述的方法，其中所述高頻刺激大於大約20KHz。
25.根據權利要求22所述的方法，其中所述灌注電極具有冷卻流體能夠流經的多個孔。
26.根據權利要求22所述的方法，其中所述灌注電極被冷卻流體冷卻。
27.根據權利要求沈所述的方法，其中所述冷卻流體的溫度基本上低於所述患者的體
28.根據權利要求27所述的方法，其中所述冷卻流體的溫度低於20攝氏度。
全文摘要
本發明公開了一種以降低血壓和/或治療心律失常，尤其是心房纖顫為目的而治療患者的方法，所述方法包括將消融導管插入腎動脈的內腔。所述消融導管裝有電極，所述電極可以刺激所述腎動脈中的壁組織，以幫助識別腎神經的位置。對所述腎神經進行高頻刺激使所述患者的血壓下降，從而表明腎神經就在附近。所述消融導管用於採用射頻、超聲、微波能能量或低溫冷卻消融所述腎神經。可以用灌注消融導管減小對除所述腎神經以外的所述腎動脈的所述內腔壁中的細胞，如內皮細胞的損害。為了治療心房纖顫，可以用消融導管隔離一條或多條肺靜脈，以便減少能夠產生心房纖顫的異常電信號的傳播。
文檔編號A61B18/14GK102551878SQ20111041978
公開日2012年7月11日 申請日期2011年12月6日 優先權日2010年12月6日
發明者R·W·小派克 申請人:韋伯斯特生物官能公司