腎臟去交感神經射頻消融導管系統的製作方法

2023-06-02 14:34:41

專利名稱：腎臟去交感神經射頻消融導管系統的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種醫療器械，具體是一種用來治療高血壓病、通過介入的方式進入腎動脈內阻斷腎臟交感神經的射頻消融導管系統。
背景技術：
高血壓是臨床常見病、多發病，根據最新的數據推算，中國高血壓患者群已超過2億，且呈發病人數逐年增加，發病年齡逐漸提前趨勢。高血壓導致的心、腦、腎等重要臟器併發症，有很高的致死率與致殘率，嚴重危害著人類健康。我國約有3000 4000萬頑固性高血壓患者，而未來伴隨著人口老齡化及肥胖症、糖尿病人的增加，頑固性高血壓的患者數量將進一步增加，給社會、家庭、個人帶來極大的負擔。目前無較好的頑固性高血壓治療方 法，開拓新的非藥物治療手段，彌補當前藥物療法的不足從而簡單、安全、有效地控制血壓刻不容緩。大量研究證實，過度激活的交感神經系統與高血壓的形成與進展密切相關，其中，腎臟交感神經系統特別是最靠近腎動脈壁的腎交感傳出和傳入神經，被認為是高血壓始動及維持的重要因素。針對這一機制，國外學者提出了通過導管消融腎動脈交感神經治療頑固性高血壓這一新的高血壓治療策略。2009年，Krum等在導管消融腎臟交感神經治療頑固性高血壓研究(SymplicityHTN-1)中首先用Ardian公司生產Symplicity消融導管對45例頑固性高血壓患者實施腎臟去交感神經射頻消融術，證實這項新技術的簡單、安全，降壓效果出現早，並能長期保持。在長達2年的追蹤觀察中，未發現下降的血壓重新增高，且腎功保持穩定。國外多個中心正在進行或已完成經皮導管腎臟去交感神經治療的臨床研究多達十餘項，已完成或正在進行的臨床試驗結果令人鼓舞，該項技術可望成為高血壓治療領域革命性的突破。此項技術在國內的應用尚處於起步探索階段，該產品還未進入國內市場，阜外醫院於2012年2月12日在國內經特批試用Symplicity消融導管對4例頑固性高血壓患者成功實施了手術。國內有幾家醫院於2011年用心臟射頻消融導管實施了數例腎臟去交感神經治療，療效目前尚未見文獻報導。US 2011/0264075 Al公開了一種用於腎去交感神經的射頻消融導管，Ardian公司生產的此種導管雖然在國外臨床中有一定的應用，但是也存在明顯的不足。首先該種導管僅能進行單點消融，由於腎去交感神經的射頻消融治療一般是繞腎動脈一周進行6-8個點的螺旋形消融，因此Ardian公司的此種導管需要消融6_8次，手術時間比較長。針對Ardian公司的消融導管不能進行多點消融的問題，US 2012/0116392 AUUS 2012/0029510Al、CN 201110117776. 8、CN201110327772. 2通過在多條電極杆上分別設置射頻消融電極從而到達多點同時消融的目的，CN 102198015A則通過在一條螺旋形的電極杆上按照預定位置安裝多個射頻電極來實現多點同時消融，雖然上述設計在一定程度上實現了腎動脈內多點同時消融，但是由於射頻消融電極與血管壁貼合不夠緊，使得射頻消融電極在消融時容易移動，而造成消融範圍過大，給患者造成不必要的損傷；為了使得多個射頻消融電極同時緊密貼附血管壁，US 2012/0101413A1採用了在旋形的電極杆內設置擴張球囊的方案，通過在球囊中充入液體可以使得射頻消融電極與血管壁緊密貼附，但是球囊擴張時腎血流會被阻斷，如果消融時間較長容易導致腎缺血，而引起不必要的併發症；為了避免腎血流被阻斷US 2012/0029512 Al將球囊替換成了金屬絲網球，雖然解決了腎血流被阻斷的問題，但是操作上遠沒有球囊方便；此外人的腎動脈走行變異較大，上述這些多個射頻消融電極的設計方案很難在腎動脈走行發生變異時應用，因此限制了腎去交感神經治療的人群。其次 Ardian公司的単射頻電極導管以及上述多個射頻消融電極導管的導向控制不夠準確，使得適用人群偏小，因此不能很好滿足臨床要求。再次，Ardian公司的単射頻電極導管以及上述多個射頻消融電極的導管都很難對消融的效果進行實時監測，因此很難在術中進行療效檢測，使得患者二次手術風險増加。以前的消融導管主要採用線控結構控制，但是線控結構不易操作，結構也較複雜，本發明提供了ー種導管控制系統，結構更簡便。

發明內容
本發明的目的是提供了一種可實現同時多點消融、可術中實時監測消融阻斷效果、機械穩定性更好的腎臟去交感神經消融導管系統為了實現上述目的，本發明提供了ー種消融導管系統，消融導管、導引導管、控制手柄及消融發生裝置，其中消融導管由下往上依次由導管體段和消融段組成；其中所述導管體段與控制手柄相連；所述消融段安裝有獨立結構，獨立結構至少為兩個，所述獨立結構的近端相連，所述消融段至少有ー個獨立結構上安裝有消融頭；所述消融頭通過導線、導管、微波天線或光纖與控制手柄上的能量交換接頭相連，所述能量交換接頭通過導線、導管、微波天線或光纖與消融發生裝置相連；所述導引導管通過牽拉或推送一端附著在導引導管頭端上，另一端由手柄控制的導引絲控制彎曲；或所述導引導管(7)發生順應性彎曲或預製形變。所述導管體段(4)的遠端還包括與消融段(6)近端連接的可控彎曲段(5);還包括獨立設置或者不獨立設置的導引導管控制柄。進ー步的，所述消融導管或/和導引導管或/和導引導管控制柄或/和控制手柄上還安裝有傳感器。更進一歩的，所述消融導管或/和導引導管或/和導引導管控制柄或/和控制手柄上還安裝有傳感器。所述獨立結構之間在近端相連，兩個獨立結構之間包括三種形式兩個獨立結構的遠端連接為一體而構成消融段頭端；或者兩個獨立結構遠端彼此獨立相互分離；或者兩個獨立結構的中間部分連接在一起，遠端再相互分離。當導引導管為消融導管形變提供支點吋，導引導管的頭部設置與血管相通的斜孔或/和側槽。當獨立結構的遠端連接為一體而構成消融段頭端時，導引導管頭端設置縮ロ結構或者堵頭，導引導管的頭部側壁上設置側槽；當獨立結構彼此獨立相互分離時，導引導管的頭端或頭部側壁上設置斜孔。當獨立結構的中間部分連接在一起，遠端再相互分離時，導引導管的頭端或頭部側壁設置與血管相通的斜孔，斜孔(74)之後導引導管的側壁上再設置側槽。當導引導管不為消融導管形變提供支點時，獨立結構設置預製形變。還包括可控彎曲段設置預製形變。所述獨立結構上或/和可控彎曲段上還設置有檢測電極；或所述消融頭兼用於發放或/和接收電脈衝，為了檢測消融阻斷效果，消融頭上、消融頭周圍的獨立結構上或可控彎曲段上可以設置電脈衝發放或/和接收電極，電極本身可兼具有發放和接受電脈衝的能力。對於僅有一個電極的情況，優選將電極置於消融頭上或消融頭周圍的獨立結構上，在消融完成後，將電極置於消融點靠腎臟側，發放適當的電脈衝，如果該電脈衝仍能引起血壓升高，則說明消融未完全阻斷腎臟交感神經。對於多個電極的情況，優選將多個電極間隔一定距離設置，此時除可以採用僅有一個電極時的消融阻斷效果的檢測方法外，還可以讓至少兩個電極形成接受和發放電脈衝的電極對，通過在消融開始前和消融完成後將至少兩個電極組成的電極對置於消融損傷的前後兩側，通過比較消融術前和術後電極接收電脈衝信號 之間的變化也可以判斷消融效果，如果該信號未發生變化，說明腎動脈周圍的腎臟交感神經仍可跨過消融損傷處傳導電脈衝，即消融未完全阻斷腎臟交感神經。上述兩種方法均可以作為檢測腎臟去交感神經術是否成功的方法，這些檢測方法有助於在術中及時判斷消融效果，避免二次手術。此外某些類型的消融頭本身也可以兼作為發放或/和接收電脈衝信號的電極，例如射頻消融電極頭、液冷灌注射頻電極頭等。當然技術人員也可以根據消融導管的功能不設置電極。在設置多個電極時，可在消融頭前後的獨立結構上分別設置至少一個電極，或者可將至少一個電極設置在消融頭上、消融頭周圍的獨立結構上而將另外的電極設置在可控彎曲段與腎動脈接觸的地方，抑或將消融頭作為電脈衝信號的發放或接收電極而將電極設置在消融頭周圍的獨立結構上或可控彎曲段與腎動脈接觸的地方。電極的形狀可以是多樣的，例如可以是環狀包繞獨立結構，也可以是半環狀，只包繞獨立結構與血管接觸的部分，還可以突起的小點狀；但無論如何，電極的形狀應有助於其與血管接觸。電極將接收的信號優選通過消融導管內的導線傳到控制手柄上，並優選最終傳到消融發生裝置。所述導引導管的尾部側壁上還設有用於連接注射器或注液裝置進行血管內注藥或注射血管內造影劑的開孔，或通過導引導管末端開口與注射器或/和注液裝置相連進行血管內注藥或/和注射血管內造影劑；或/和所述導引導管末端設置連接接頭，連接接頭與注射器、注液裝置、消融導管或控制手柄連接。所述消融導管或/和導引導管制造時通過選用不同硬度的材料，或者是通過選擇性的減少或/和增加部分導管的內部結構或/和管壁的結構。所述消融導管或/和導引導管上標記刻度，以指示消融導管或/和導引導管進入血管的深度以及在超聲或X射線影像設備下間接測量人體結構的長度、寬度；消融導管或/和導引導管上設置不同的顯影標記用於在超聲或X射線影像設備下區分消融導管或/和導引導管；或/和各獨立結構上設置不同的顯影標記用於在超聲或X射線影像設備下區分不同的獨立結構；消融導管或/和導引導管上還設置標記用於在超聲或X射線影像設備下區分不同的軸向旋轉狀態。消融導管的末端或/和導引導管與控制手柄上端固定，消融導管與環形控制鈕上的連接杆相連；控制手柄的下端或下側面具有能量交換接頭，來自消融頭的導線、導管、微CN 102908188 A
書
明
說
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波天線或光纖穿過控制手柄的中心空腔在所述能量交換接頭匯集。消融導管通過導管體段與控制手柄上端固定，控制手柄的下端或下側面具有能量交換接頭，來自消融頭的導線、導管、微波天線或光纖穿過控制手柄在所述能量交換接頭匯集。·
所述控制手柄上設置有用於控制導引導管形變的控制鈕或控制盤，所述控制鈕或控制盤與導向絲連接，通過控制鈕的上下移動，或通過控制盤的多向轉動實現對可控彎曲段的控制；或/和環形控制鈕，所述環形控制鈕通過連接杆與牽引絲連接，所述連接杆位於控制手柄中的導向槽內，通過上下移動環形控制鈕，實現對獨立結構的控制；還包括可防止過度牽拉的緩衝結構。所述導引導管控制柄上設置有用於控制導引導管形變的控制鈕或控制盤，所述控制鈕或控制盤與導向絲連接，通過控制鈕的上下移動，或通過控制盤的多向轉動實現對導引導管的控制；所述導引導管控制柄與控制手柄包括可脫槽齒滑動結構，可脫槽齒滑動結構由卡槽、錐柱體凹槽、卡環、卡孔、可壓鉤狀結構和錐柱體突出榫組成，通過可脫槽齒滑動結構進行分拆與結合。所述消融發生裝置設有能量輸出的接頭和傳感器信號輸入的接頭，同時還設有與外接電源相接地接頭；所述消融發生裝置含有通過進行觸屏控制來控制參數以及部分或全部信息能顯示在其上的顯示器和調節參數的按鈕。本發明提供一種可實現同時多點消融、可在線實時監測消融阻斷效果、導管制作相對較簡單、機械穩定性更好的腎臟去交感神經消融導管系統。由於本發明採用了至少兩條獨立結構且每條獨立結構上均可設置消融頭，因此可以實現多點同時消融，縮短了消融時間，進而減少了手術時間、減小了患者的痛苦，此外由於在消融時多條獨立結構上的消融頭將同時與血管壁接觸，可以防止消融頭滑動，使得消融時消融頭更加穩定，防止了消融時因消融頭不穩定造成的正常組織不必要的損傷，減少了消融產生的併發症，使消融過程更安全。另外，導引導管有相應的線控結構對其形變進行控制，因此導管具有較好的操控性，能適應不同走行的腎動脈，而且消融導管外加套導引導管來輔助消融導管定位，這樣整個消融導管系統在血管內的定位將更準確，防止不必要的損傷，同時也可以使整個消融系統應用於更多的人群。此外該設計方案中消融導管避免了複雜的線控結構，使其結構更為簡便。不僅如此，為了方便在手術中實時監測消融效果，在消融導管上還安裝有檢測電極以方便及時檢測消融效果，避免二次手術風險。


圖I是根據本發明的一個實施方式主要部分的示意圖。

圖2是放大的消融段中兩個獨立結構之間的連接方式的示意圖。

圖3是放大的消融段中兩個獨立結構之間在不同的連接方式下發生形變後的示 意圖。

圖4是射頻消融電極頭在獨立結構上不同的設置方式的示意圖。

圖5是射頻消融電極頭為射頻消融電極頭時的示意圖。

圖6是獨立結構為兩個時消融段的設計簡圖。

圖7是獨立結構為三個時消融段的設計簡圖。
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圖8是獨立結構為四個時消融段的設計簡圖。圖9是獨立結構為三個且相互分離時工作狀態下的簡圖。圖10是獨立結構為兩至四個時的橫截面輪廓簡圖。圖11是可控彎曲段為「C」形設計時工作狀態下的示意圖。圖12、圖13、圖14、圖15是以兩條獨立結構為例且導引導管能夠為消融導管的形變提供支點的情況下，導引導管頭部的示意圖。圖16是以遠端連接於消融段頭端的兩條獨立結構為例的情況下，導引導管頭部的示意圖以及消融導管和導引導管工作狀態下的示意圖
圖17、圖18是通過結構設計的方式改變消融導管和導引導管硬度分布的示意圖。圖19是通過調整遠端連接於消融段頭端的獨立結構的硬度分布實現設計形變的示意圖。圖20是通過調整可控彎曲段的硬度分布實現設計形變的示意圖。圖21是通過調整相互分離的獨立結構的硬度分布實現設計形變的示意圖。圖22、圖23是通過調整中間某處連接在一起遠端再相互分離的獨立結構的硬度分布實現設計形變的示意圖。圖24是導引導管尾部主要結構的示意圖。圖25是導引導管的線控結構與通過雞肋樣結構促進導引導管形成所需要的形變形態的示意圖。圖26、圖27以及圖28是在以線控結構為例的情況下，幾種不同類型的控制手柄的
主要結構特點的示意圖。
具體實施例方式下面結合附圖和具體實施例，進一步闡述本發明的實施例。這些實施例應理解為僅用於說明本發明的實施例而不用於限制本發明的實施例的保護範圍。在閱讀了本發明的實施例記載的內容之後，技術人員可以對本發明的實施例作各種改進或修改，這些等效變化和修飾同樣落入本發明的實施例權利要求所限定的範圍。圖I顯示了本發明的具體實施方式
中主要的部件。如圖I所示，該種腎臟去交感神經消融系統主要由消融導管I、導引導管7、控制手柄2及消融發生裝置3組成，根據情況設置或不設置導引導管控制柄27。如圖I所示，消融導管I遠端(頭端)游離，近端(尾端、末端)與控制手柄2相連，消融導管I由近端向遠端依次至少由導管體段4和消融段6組成，其中導管體段4的近端(尾端、末端)與控制手柄2相連，消融段6的遠端(頭端)游離，導管體段前端還可包括可控彎曲段5，根據情況也可以在導管體段4和消融段6之間設置其他的段。優選地，消融導管I各段橫截面的外輪廓最好採用圓形或類圓形，消融導管I進入到血管內的各段直徑最好相近或相等。消融導管I的長度必須使得消融段6能夠順利到達雙側腎動脈指定的消融部位，一般為50--120cm，且整個消融導管I各段的最大直徑優選小於所須經過血管路徑中血管的最小內徑，消融導管I的直徑一般為I. 4-2. 5mm。如圖I所示，其中導引導管7優選為中空管狀結構，首尾兩端均設有開口，導引導管7套在消融導管I外能夠輔助消融導管I到達指定的消融位置。導引導管7的長度必須使得導引導管7能夠順利地引導消融導管I到達雙側腎動脈指定的消融部位，一般為50--120cm，且整個導引導管7各段的最大外徑優選小於所須經過血管路徑中血管的最小直徑，導引導管7的直徑一般為 I. 4—2. 5mm。圖2顯示了本發明的實施例中消融段6的主要特點。如圖2所示，消融段6由至少兩個獨立結構8組成；該獨立結構8可以是柱體形、類似柱體形、半圓柱形、錐體形、類似錐體形、弧形等，各獨立結構8的長度及橫截面尺寸可以相等也可以不等，但優選地，所有獨立結構8橫截面的外輪廓圍成的消融段6橫截面的外輪廓最好接近可控彎曲段5橫截面的外輪廓。如圖2A所示，兩個獨立結構8的遠端(頭端)連接於消融段頭端17(也即消融導管頭端)；如圖2B所示，兩個獨立結構8相互分離、彼此獨立；如圖2C所示，兩個獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離，其中連接點18為所述兩個獨立結構8連接在一起的地方。獨立結構8的尾端連於導管體段4前端的可控彎曲段5。圖3顯示了本發明的實施例中獨立結構8在不同的兩個連接方式下發生形變後的情況。其中圖3A顯示了遠端連接於消融段頭端17的獨立結構8發生形變後的情況，此時獨立結構8的中間部分將四散隆起，一般地，以獨立結構8的中間或靠近中間處隆起最為明顯。圖3B顯示了獨立結構8相互分離時發生形變後的情況，此時獨立結構8將相互遠離，一般地，以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯。圖3C顯示了獨立結構8中間某處連接在一起遠端再相互分離時發生形變後的情況，此時從連接點18到獨立結構8頭端的部分將相互遠離，一般地，以獨立結構8頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，從連接點18到獨立結構8尾端(末端、遠端)之間的部分將四散隆起，一般地，以連接點18到獨立結構8尾端之間的部分的中間或靠近中間處隆起最為明顯。圖4顯示了本發明的實施例中射頻消融電極頭9在獨立結構8上不同的設置方式。如圖4A所示，至少有ー個獨立結構8上設置有射頻消融電極頭9 ;如圖4B、圖4C所示，每個獨立結構8可以設置不只ー個射頻消融電極頭9。射頻消融電極頭9主要用於對腎臟交感神經的消融阻斷；射頻消融電極頭9應是發揮消融作用的原件，優選射頻消融電極頭9為射頻電極頭，圖5A-C是以兩個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17為例，顯示了射頻消融頭9的主要結構特點。圖5A顯示了縱剖面下的主要結構特點，射頻消融電極頭包括射頻消融電極91，優選地，射頻消融電極91略突出於獨立結構8的表面O. 05—0. 2mm,以便與血管壁接觸。如圖5A所示，走行於獨立結構8內的射頻導線101將與射頻消融電極極91相連，為射頻消融電極91提供能量，導線連接點191是射頻導線101與射頻消融電極91的連接位置。如圖5A所示，信號線102與設置在射頻消融電極91上或/和鄰近射頻消融電極91的傳感器192相連，用於傳輸傳感器192(圖5B示)發送的信號；傳感器192可以是不同類型的，例如溫度傳感器、阻抗傳感器、壓カ傳感器等；同一類型的傳感器192在獨立結構8上也可不止ー個(圖5是以ー個傳感器192作為示例)；傳感器192對射頻消融電極91及人體的參數監控，有助於了解實時情況，及時調整治療方案。圖5B及圖5C以透視方式顯示了射頻消融電極頭9及其周圍獨立結構8的主要結構特點。如圖5B所示，射頻消融電極91 (圖中斜線表示部分)可以僅包繞半圓柱體的曲側面而不包繞半圓柱體的平側面90 ;如圖5C所示，射頻消融電極91(圖中斜線表示部分)可以既包繞半圓柱體的曲側面也包繞半圓柱體的平側面90 ;當然射頻消融電極91還可根據情況對其包繞的範圍進行調整。圖
圖5E是以兩個獨立結構8的遠端相互分離為例，顯示了射頻消融頭9縱剖面的主要結構特
9點；其中，圖5D顯示的是消融頭9隻包繞半圓柱體的曲側面而不包繞半圓柱體的平側面90的情況，圖5E顯示的是消融頭9包繞半圓柱體的曲側面和半圓柱體的平側面90的情況。圖5D、圖5E所示意的射頻消融電極頭的設計方案與圖5A-C所示意的射頻消融電極頭的設計方案類似。如圖5D、圖5E所示，獨立結構8的遠端能夠相互遠離，類似地，走行於獨立結構8內的射頻導線101將與射頻消融電極91相連，為射頻消融電極頭9提供能量，導線連接點191是射頻導線101與射頻消融電極91相連接的位置。如圖5D、圖5E所示，類似地，信號線102與設置在射頻消融電極91上或/和鄰近射頻消融電極91的傳感器192相連，用於傳輸傳感器192發送的信號；類似地，傳感器192可以是不同類型的，例如溫度傳感器、阻抗傳感器、壓力傳感器等；同一類型的傳感器192在獨立結構8上也可不止一個(圖8是以一個傳感器192作為示例)；傳感器192對射頻消融電極頭9及人體的參數監控，有助於了解實時情況，及時調整治療方案。如圖所示，射頻消融電極91可以僅包繞半圓柱體的曲側面而不包繞半圓柱體的平側面90 ;如圖5E所示，射頻消融電極91可以既包繞半圓柱體的曲側面也包繞半圓柱體的平側面90 ;當然射頻消融電極91還可根據情況對其包繞獨立結構8的範圍進行調整。圖5僅是以兩個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17和遠端相互分離為例進行射頻消融頭9的設計方案說明的，因此圖5所示意的射頻消融頭9的設計方案同樣適用於獨立結構8的其他連接方式以及多個獨立結構8的情況；對於獨立結構8的形狀不為半圓柱形的情況以及對於消融頭9設置位置處的獨立結構8的形狀有所變化的情況，也可以仿照圖5所示意的設計方案進行設計。圖6、圖7、圖8分別簡示了獨立結構8為兩至四個時消融段6的主要結構特點。圖9列舉了獨立結構8為三個且相互分離時工作狀態下的情況。圖10簡示了獨立結構8為兩至四個時的橫截面輪廓。如圖6所示，當獨立結構8為兩個時，最好每個獨立結構8上都設有一個射頻消融·電極頭9。如圖6A所示，兩個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17，兩個獨立結構8最好等大，每個獨立結構8長度優選為13—30mm，兩個獨立結構8的形變將使得兩個獨立結構8的中間部分相對隆起，形成類似紡錘形的結構，隆起最明顯的地方一般位於獨立結構8的中間或靠近中間的位置並將首先接觸血管壁，此時射頻消融電極頭9最好設置於每個獨立結構8隆起最明顯的地方；每個獨立結構8隆起最明顯的地方可以不同；各獨立結構8的中間隆起最明顯的部分長度可以有所不同，此時射頻消融電極頭9在各獨立結構8的設置位置可在同一橫截面上或者不在同一橫截面上。如圖6B所示，兩個獨立結構8相互分離，兩個獨立結構8的長度最好相等，每個獨立結構8長度優選為10—20mm，兩個獨立結構8的形變將使得兩個獨立結構8相互遠離，一般獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯並將首先接觸血管壁，此時射頻消融電極頭9最好設置在各獨立結構8的頭端及其附近位置；若希望消融點在血管的不同橫截面上，可使兩個獨立結構8的長度不相等，或者兩個獨立結構8的長度相等，但射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同。如圖6C所示，兩個獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離，兩個獨立結構8的長度優選相等，每個獨立結構8的長度優選為20—40mm，連接點18最好選擇在獨立結構8遠端到連接點18的部分佔整個獨立結構8長度30—50%的地方；如圖6C所示，兩個獨立結構8的形變將使得連接點18到獨立結構8尾端的部分相對隆起，一般以該部分中間或靠近中間的位置相對隆起最明顯，而連接點18到獨立結構8頭端的部分相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，此時將有四個位置優先接觸血管壁，即兩個獨立結構8的頭端及其附近位置和隆起最明顯的地方，最好將射頻消融電極頭9設置於兩個獨立結構8的頭端及其附近位置，而電極19可設置在中間隆起最明顯的地方；若希望消融點在血管的不同橫截面上，可使兩個獨立結構8中連接點18至獨立結構8頭端之間的部分長度不相等，或者兩個獨立結構8的長度相等，連接點18至獨立結構8尾端之間的獨立結構8的長度也相等，但射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置不相同。如圖6所示，當獨立結構8為兩個時，最好每個獨立結構8上都設有ー個射頻消融頭9。如圖6A所示，兩個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17，兩個獨立結構8最好等大，每個獨立結構8長度優選為13—16mm，兩個獨立結構8的形變將使得兩個獨立結構8的中間部分相對隆起，形成類似紡錘形的結構，隆起最明顯的地方一般位於獨立結構8的中間或靠近中間的位置並將首先接觸血管壁，此時射頻消融頭9最好設置於每個獨立結構8隆起最明顯的地方；每個獨立結構8隆起最明顯的地方可以不同(類似圖19B所示)；各獨立結構8的中間隆起最明顯的部分長度可以有所不同(類似圖19D所示)，此時射頻消融頭9在各獨立結構8的設置位置可在同一橫截面上或者不在同一橫截面上。如圖6B所示，兩個獨立結構8相互分離，兩個獨立結構8的長度最好相等，每個獨立結構8長度優選為10—6mm，兩個獨立結構8的形變將使得兩個獨立結構8相互遠離，一般獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯並將首先接觸血管壁，此時射頻消融頭9最好設置在各獨立結構8的頭端及其附近位置；若希望消融點在血管的不同橫截面上，可使兩個獨立結構8的長度不相等(類似圖21B所示)，或者兩個獨立結構8的長度相等，但射頻消融頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同(類似圖21C所示)。如圖6C所示，兩個獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離，兩個獨立結構8的長度優選相等，每個獨立結構8的長度優選為6—26_，連接點18最好選擇在獨立結構8遠端到連接點18的部分佔整個獨立結構8長度16—26%的地方；如圖6C所示，兩個獨立結構8的形變將使得連接點18到獨立結構8尾端的部分相對隆起，一般以該部分中間或靠近中間的位置相對隆起最明顯，而連接點18到獨立結構8頭端的部分相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，此時將有四個位置優先接觸血管壁，即兩個獨立結構8的頭端及其附近位置和隆起最明顯的地方，最好將射頻消融頭9設置於兩個獨立結構8的頭端及其附近位置，而檢測電極19可設置在中間隆起最明顯的地方；若希望消融點在血管的不同橫截面上，可使兩個獨立結構8中連接點18至獨立結構8頭端之間的部分長度不相等(類似圖23B所示)，或者兩個獨立結構8的長度相等，連接點18至獨立結構8尾端之間的獨立結構8的長度也相等，但射頻消融頭9在各獨立結構8頭部的設置位置不相同(類似圖23C所示)O如圖7所示，當獨立結構8為三個時，最好每個獨立結構8上都設有ー個射頻消融電極頭9。如圖7A所示，三個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17，三個獨立結構8最好等大，每個獨立結構8的長度優選為13—30mm，三個獨立結構8的形變將使得三個獨立結構8的中間部分四散隆起，形成類似紡錘形的結構，隆起最明顯的地方一般位於獨立結構8的中間或靠近中間的位置並將首先接觸血管壁，各獨立結構8的中間部分隆起最明顯的地方最好有所不同，此時射頻消融電極頭9最好設置在隆起最明顯的地方；或者各獨立結構8的中間隆起最明顯的部分長度有所不同，此時射頻消融電極頭9在各獨立結構8上的設置位置最好不在同一橫截面上。如圖7B所示，三個獨立結構8相互分離，獨立結構8的長度優選為10—20mm，三個獨立結構8的形變將使得三個獨立結構8相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，此時射頻消融電極頭9最好設置在各獨立結構8的頭端及其附近位置，三個獨立結構8的長度可以不等，由於三個獨立結構8的長度不同，因此各射頻消融電極頭9首先接觸血管壁的位置也不在同一橫截面上，如圖9所示，射頻消融電極頭9接觸腎動脈d的位置分別位於a、b、c三個不同的橫截面上；或者三個獨立結構8的長度相等，但射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同。三個獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離，連接點18最好選擇在最長的獨立結構8遠端到連接點18的部分佔整個最長的獨立結構8長度30—50%的地方，優選地，每個獨立結構8長度為20-40mm ;如圖7C所示，為了使得消融點不在血管的同一橫截面上，三個獨立結構8的長度可不等，但連接點18至獨立結構8尾端之間的部分長度最好是相等的，三個獨立結構8的形變將使得三個獨立結構8上連接點18到獨立結構8尾端的部分四散隆起，一般以該部分中間或靠近中間的位置相對隆起最明顯，而連接點18到獨立結構8頭端的部分相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，此時將有六個位置優先接觸血管壁，即三個獨立結構8的頭端及其附近位置和隆起最明顯的地方，此時射 頻消融電極頭9最好設置在獨立結構8的頭端及其附近位置；或者三個獨立結構8的長度相等，連接點18至獨立結構8尾端之間的部分長度也相等，此時射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同；如圖7C所示，連接點18至獨立結構8尾端之間隆起最明顯的地方可設置電極19。如圖8所示，當獨立結構8為四個時，最好每個獨立結構8上都設置一個射頻消融電極頭9。如圖8A所示，四個獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17，四個獨立結構8最好等大，每個獨立結構8的長度優選為13—30mm，四個獨立結構8的形變將使得四個獨立結構8的中間部分四散隆起，形成類似紡錘形的結構，隆起最明顯的地方一般位於獨立結構8的中間或靠近中間的位置並將首先接觸血管壁，各獨立結構8的中間部分隆起最明顯的地方最好有所不同，此時射頻消融電極頭9最好設置在隆起最明顯的地方；或者各獨立結構8的中間隆起最明顯的部分長度有所不同，此時射頻消融電極頭9在各獨立結構8上的設置位置最好不在同一橫截面上。如圖8B所示，四個獨立結構8相互分離，獨立結構8的長度優選為10—20mm，四個獨立結構8的形變將使得四個獨立結構8相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，四個獨立結構8的長度可以不等，此時射頻消融電極頭9優選設置在獨立結構8的頭端及其附近位置，由於四個獨立結構8的長度不同，因此各射頻消融電極頭9首先接觸血管壁的位置也不在同一橫截面上；或者四個獨立結構8的長度相等，但射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同。如圖SC所示，四個獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離，連接點18最好選擇在最長的獨立結構8遠端到連接點18的部分佔整個最長的獨立結構8長度30—50%的地方，優選地，每個獨立結構8長度為20-40mm ;如圖SC所示，為了使得消融點不在血管的同一橫截面上，四個獨立結構8的長度可不等，但連接點18至獨立結構8尾端之間的部分長度最好是相等的，四個獨立結構8的形變將使得四個獨立結構8上連接點18到獨立結構8尾端的部分四散隆起，一般以該部分中間或靠近中間的位置相對隆起最明顯，而連接點18到獨立結構8頭端的部分相互遠離，一般以獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，此時將有八個位置優先接觸血管壁，即四個獨立結構8的頭端及其附近位置和隆起最明顯的地方，此時射頻消融電極頭9設置在獨立結構8的頭端及其附近位置；或者四個獨立結構8的長度相等，連接點18至獨立結構8尾端之間的部分長度也相等，此時射頻消融電極頭9在各獨立結構8頭部的設置位置互不相同；如圖SC所示，連接點18至獨立結構8尾端之間隆起最明顯的地方可設置電極19。如圖8D所示，四個獨立結構8中有兩個相対的獨立結構8相互分離，而另外兩個相対的獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17，優選地，每個獨立結構8的長度為13—30mm ;如圖8D所示，對於遠端連接於消融段頭端17的兩個獨立結構·8最好等大，這兩個獨立結構8的形變將使得它們的中間部分相對隆起，隆起最明顯的地方一般位於這兩個獨立結構8的中間或靠近中間的位置並將首先接觸血管壁，這兩個獨立結構8的中間部分隆起最明顯的地方最好有所不同，射頻消融電極頭9優選設置在隆起最明顯的地方，或者這兩個獨立結構8的中間隆起最明顯的部分長度有所不同，此時射頻消融電極頭9在這兩個獨立結構8上的設置位置最好不在同一橫截面上；如圖8D所示，對於相互分離的兩個獨立結構8長度可不同，這兩個獨立結構8的形變將使得它們相互遠離，一般以這兩個獨立結構8的頭端及其附近位置相互遠離最為明顯，射頻消融電極頭9優選設置在這兩個獨立結構8的頭端及其附近位置，或者這兩個獨立結構8的長度相等，而射頻消融電極頭9在這兩個獨立結構8頭部的設置位置有所不同；上述設計最終將使得四個射頻消融電極頭9接觸血管壁的位置在互不相同的橫截面上。如圖SE所示，四個不等長的獨立結構8的遠端連接於牽引絲10的不同部位,優選地,獨立結構8的長度為13—30mm,牽引絲10與消融導管I的長軸中心線重合；當四個獨立結構8在牽引絲10的作用下發生形變時，各獨立結構8的中間部分將四散隆起，隆起最明顯的地方將首先接觸血管壁，由於獨立結構8不等長且在牽引絲上的固定位置不同，因此隆起最明顯的地方也會不同，這樣將射頻消融電極頭9設置在這些隆起最明顯的地方就保證了消融點不在腎動脈的同一橫截面上。此外消融段6的橫截面外輪廓最好與可控彎曲段5的橫截面外輪廓相似，各獨立結構8在消融段6的外輪廓範圍內儘量緊湊的排布，如圖10所示，當獨立結構8為兩至四個時，每個獨立結構8最好在橫截面上平分圓形。當然隨著獨立結構8數量的増加，獨立結構8的橫截面輪廓也可以採用其他設計使得各獨立結構8的在消融段6的外輪廓範圍內儘量緊湊的排布。對於獨立結構8數量繼續增加的情況，優選地採用如下設計方案，即各獨立結構8的遠端可連接於消融段頭端17、各獨立結構8相互分離和不等長的獨立結構8的遠端連接於牽引絲10的不同部位，這些設計方案可仿照獨立結構8為三個和四個時對應的設計方案。設置可控彎曲段5的主要作用是有助於消融段6更方便的到達指定的消融位置，例如使得消融段6更容易通過血管的彎曲、使得消融段6更容易向指定方向偏轉等。可控彎曲段5優選採用圓柱形或類圓柱形設計，根據不同的設計方案可控彎曲段5的長度有所不同。圖11顯示了可控彎曲段5為「C」形彎曲設計時工作狀態下的情況，圖25是以消融段6的獨立結構8為兩個時進行說明的，對於消融段6為其他設計形式時，只需要替換消融段6即可。如圖11所示，可控彎曲段5形變後的形狀為「C」形，實線部分的可控彎曲段5表示了ー種「C」形彎曲的情況，在這種形狀下，可控彎曲段5優選長度為60—120_，可控彎曲段5將有兩個地方Cl和c2與血管內側壁接觸，其中Cl與腎動脈a的內側壁接觸，而c2與腹主動脈b的內側壁接觸，這樣有利於在消融時穩定射頻消融電極頭9，可控彎曲段5此時最好與其中的ー個獨立結構8在同一平面上，這樣對於獨立結構8上僅有射頻消融電極頭9作為電脈衝發放或/和接收電極的情況，可在Cl設置電極19，這樣射頻消融電極頭9或獨立結構8上的電極19與可控彎曲段5上的電極19將形成一個發放電脈衝、一個接收電脈衝，當然為適應不同管徑的腎動脈，可以在Cl附近設置多個環狀接收電極19 ;如圖11所示，虛線部分的可控彎曲段5表示了另一種」 C」形彎曲的情況，在這種情況下，可控彎曲段5優選長度為40-100mm，可控彎曲段5可以不與動脈的內側壁接觸，或者僅有一個地方c2與動脈的內側壁接觸，這樣射頻消融電極頭9的穩定將主要依靠各獨立結構8與動脈的內側壁接觸形成的支撐點。根據具體情況，技術人員可以對上述這些消融段6和可控彎曲段5的設計方案進行融合、改進及交叉使用，這些等效變化和修飾同樣落入本發明的實施例權利要求所限定的範圍。所述的可控彎曲段5、獨立結構8和導引導管7可以有預製形變，例如如圖11所示，在體外製造時可以事先將可控彎曲段5預置成「C」形彎曲，使得消融段6可以順利進入腎動脈。技術人員可以通過在可控彎曲段5、獨立結構8和導引導管7中加入具有形狀記憶 功能的材料來實現在體外對預製形變進行調整，例如在可控彎曲段5中加入形狀記憶合金，可以先將其在體外的彎曲形態預先製成「C」形彎曲，當需要可控彎曲段5改變彎曲形態時，又可以再次將其拿出體外通過溫度變化將可控彎曲段5製成其他形狀的彎曲樣式。所述的導引導管7的主要作用是套在消融導管I外起到引導消融導管I方向、容納消融導管I和為消融導管I提供通道，因此導引導管7的內徑因較消融導管I外徑略大，此外導引導管7有時還可以起到為消融導管I的形變提供支點的作用。圖12、圖13、圖14、圖15是以兩條獨立結構8為例，顯示了導引導管7能夠為消融導管I的形變提供支點的情況下，導引導管7頭部的主要結構特點；其中圖12顯示的是獨立結構8相互分離時導引導管7頭部的主要結構特點，圖13顯示的是獨立結構8相互分離時導引導管7及獨立結構8工作狀態下的情況，圖14顯示的是獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17時導引導管7頭部的主要結構特點，圖15顯示的是獨立結構8中間某處連接在一起遠端再相互分離時導引導管7頭部的主要結構特點。圖16是以遠端連接於消融段頭端17的兩條獨立結構8為例，顯示了導引導管7不為消融導管I的形變提供支點的情況下，導引導管7頭部的主要結構特點。對於導引導管7能夠為消融導管I的形變提供支點的情況，導引導管7的頭部優選設置與血管相通的斜孔74或/和側槽76。斜孔74和側槽76主要作為獨立結構8嚮導引導管7外伸出的通道，實現獨立結構8與血管壁接觸，當然斜孔74和側槽76也可以作為向血管內注藥或/和注射造影劑的通道。根據獨立結構8數量和兩兩獨立結構8相互連接方式的不同導引導管7頭部的斜孔74和側槽76的設置方式也不同。圖12A、圖12B、圖12C為縱剖面示意圖，圖12D、圖12E為透視示意圖。如圖12所示，當獨立結構8相互分離時,在導引導管7的頭端(遠端)或頭部側壁上開出若干與各獨立結構8相對應的斜孔74 ;如圖12A、12D所示，斜孔74可開於導引導管7的頭端，如圖12B、圖12C所示，斜孔74也可開於導引導管7的頭部側壁上，每個斜孔74的內徑大於獨立結構8的外徑，一般I. 4—2. 4mm,每個斜孔74的傾斜角度一般為16-50度，同時斜孔74的數量優選等於獨立結構8的數量，斜孔74間的連接部分75優選呈錐狀，連接部分75不僅能夠限制可控彎曲段5被前推出導引導管7還有助於引導獨立結構8從斜孔74處被前推出。若推送消融導管I或回退導引導管7，如圖12C、圖13所示，獨立結構8將從斜孔74內向外呈輻散狀被推入血管，獨立結構8頭部的射頻消融電極頭9將優先與血管壁接觸；通過控制推送消融導管I或回退導引導管7的距離以及斜孔74的傾斜度，即可控制獨立結構8遠端相互分離的距離及射頻消融電極頭9與血管壁接觸的壓力。對於獨立結構8的遠端匯集於消融段頭端17的情況，圖14A、圖14B為縱剖面示意圖，圖14C為透視圖。如圖14A、圖14C所示，當獨立結構8的遠端匯集於消融段頭端17吋，導引導管7的頭端開ロ優選通過結構設計的方式限制消融段頭端17被前推出導引導管7，優選可設置縮ロ結構73使導引導管7頭端開ロ的孔徑小於消融段頭端17的外徑(圖14A所示)，抑或用堵頭72封閉導引導管7的頭端開ロ(圖14B、圖14C所示)；如圖14所示，導引導管7的頭端側壁上優選地設置有與獨立結構8的長度相近且與血管相通的側槽76，側槽76的長度一般為12—14mm，該側槽76優選與獨立結構8平行對應,側槽76的寬度略大於獨立結構8的外徑，一般為I. 4—2. 4mm，並且側槽76的數量優選等於獨立結構8的數量。若推送消融導管I或回退導引導管7，如圖14B所示，消融段頭端17因為堵頭72的限制將使得獨立結構8從相應的側槽76處隆起膨出，將使得射頻消融電極頭9優先與血管壁相接觸；通過控制推送消融導管I或回退導引導管7的距離，即可控制獨立結構8中間部分相對隆起的間隔距離及射頻消融電極頭9與血管壁接觸的壓力。對於獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離的情況，導引導管7頭部的設計方案結合了圖12、圖13、圖14所示意的設計方案。如圖15A所示，在導引導管7的頭部側壁上設置若干與血管相通小的斜孔74或者在導引導管7的頭端設置若干小的斜孔74(類似圖12A、圖12D所示)，然後在斜孔74之後一定距離的導引導管7的側壁上再設置與斜孔74相對應且與獨立結構8相平行的側槽76，斜孔74與側槽76的間隔距離一般為2. 5—5. 5mm,每個斜孔的內徑略大於獨立結構8的外徑，一般為I. 4—2. 4mm，每個斜孔74的傾斜角度一般為16—50度，斜孔間的連接部分75優選呈錐狀，連接部分75不僅能夠限制連接點18和可控彎曲段5被前推出導引導管7還有助於引導獨立結構8從斜孔74處被前推出，側槽76的寬度優選略大於獨立結構8的外徑，一般為I. 4—2. 4mm，側槽76的長度與獨立結構8近端到連接點18的部分的長度相近，一般為10—22_，斜孔74和側槽76的數量優選等於獨立結構8的數量。若推送消融導管I或回退導引導管7，如圖15B所示，獨立結構8遠端到連接點18之間的部分將從斜孔74內向外呈輻散狀被推入血管，獨立結構8頭部的射頻消融電極頭9將優先與血管壁接觸，獨立結構8近端到連接點18之間的部分將從對應的側槽76處隆起膨出，隆起最明顯的地方將優先與血管壁接觸；通過控制推送消融導管I或回退導引導管7的距離以及斜孔74的傾斜度能夠控制獨立結構8遠端相互分離的距離及射頻消融電極頭9與血管壁接觸的壓力。對於部分相対的獨立結構8相互分離而部分相対的獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17的情況，也可以借鑑圖12、圖13、圖14、圖15所示意的導引導管7頭部設計方案的思路，在導引導管7的頭部優選同時設置斜孔74和側槽76 ；斜孔74與遠端連接於消融段頭端17的獨立結構8相對應並優選設置在導引導管7頭部的側壁上，但也可以設置在導引導管7頭端的開ロ處，側槽76與相互分離的獨立結構8對應並優選設置在距斜孔74 一定距離的導引導管7的側壁上，側槽76與斜孔74不在同一直線上且分別與相應的獨立結構8對應，以四條獨立結構8為例，兩個斜孔74在導引導管7頭部的上下兩個側壁上，而兩個側槽76則在導引導管7頭部的左右兩個側壁上；每個斜孔74的大小能讓獨立結構8通過，一般為I. 4-2. 4mm,同時斜孔74的數量優選等於相互分離的獨立結構8的數量，斜孔74間的連接部分75優選呈錐狀，連接部分75不僅能夠限制消融段頭端17和可控彎曲段5被前推出導引導管7還有助於引導相互分離的獨立結構8從斜孔74處被前推出，側槽76的寬度大於獨立結構8的最大橫徑，一般為I. 4—2. 4mm,側槽76與遠端匯集於消融段頭端17的獨立結構8的長度相近，一般為12—14_，側槽76的數量優選等於遠端匯集於消融段頭端17的獨立結構8的數量；若推送消融導管I或回退導引導管7，對於相互分離的獨立結構8，它們將從斜孔74內向外呈輻散狀被推入血管，獨立結構8頭部的射頻消融電極頭9將優先與血管壁接觸，對於連接於消融段頭端17的獨立結構8，由於消融段頭端17被斜孔74 間的連接部分的限制將使得這些獨立結構8從相應的側槽76處隆起膨出，並使得射頻消融電極頭9優先與血管壁相接觸。上述設計方案中的斜孔74和側槽76也具有向血管內注藥或注射造影劑的作用。為了方便獨立結構8形成設計形變，可以通過調整獨立結構8的結構設計或通過改變製造材料硬度使設計形變更容易實現。圖12、圖13、圖14、圖15是以兩條獨立結構8為例進行設計方案說明的，因此不局限於兩條條獨立結構8的情況，對於多於兩條獨立結構8的情況只需要按照圖12、圖13、圖14、圖15所示意的設計思路調整斜孔74與側槽76的數量和設置位置。對於導引導管7不能夠為消融導管I的形變提供支點的情況，獨立結構8優選設置預製形變，可控彎曲段5可以設置預製形變，然後將消融導管I壓入導引導管7內，當導引導管7的頭端到達指定位置後，消融導管I可從導引導管7頭端的開口被推送出來，恢復預製形變。如圖16A所示，將遠端匯集於消融段頭端17的兩條獨立結構8預製成類似紡錘形，將該消融導管I壓入導引導管7內，由於導引導管7的限制，預製成紡錘形的兩條獨立結構8的中間部分將相互靠攏。如圖16B所示，當導引導管7到達腎動脈a在主動脈b上的開口處時，將消融段6從導引導管7頭端開口內推送出來，此時兩條獨立結構8將恢復成預製的類似紡錘形，附著射頻消融電極頭9的突出部分將優先與血管壁接觸。如圖16C所示，當可控彎曲段5預製成「C」形時，導引導管7可在接近腎動脈a在主動脈b上的開口處時即將消融段6從導引導管7頭端開口內推送出來，由於可控彎曲段5的「C」形彎曲的存在，消融段6也能夠順利從主動脈b進入腎動脈a。圖16是以遠端連接於消融段頭端17的兩條獨立結構8為例進行設計方案說明的，因此不局限於兩條獨立結構8的情況，也不局限於獨立結構8遠端連接於消融段頭端17這一種兩兩獨立結構8的連接方式，對於多於兩條獨立結構8的情況和兩兩獨立結構8其他的連接方式也同樣適用，例如對於相互分離的獨立結構8，需要將獨立結構8預製成以頭端及其附近位置相互遠離最為明顯的狀態，然後壓入導引導管7，又例如對於獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離的情況，需要將獨立結構8遠端到連接點18之間的部分預製成以頭端及其附近位置相互遠離最為明顯的狀態，而將獨立結構8近端到連接點18之間的部分預製成紡錘形，然後壓入導引導管7，再例如對於部分相對的獨立結構8相互分離而部分相對的獨立結構8的遠端連接於消融段頭端17的情況，需要將相互分離的獨立結構8預製成以頭端及其附近位置相互遠離最為明顯的狀態，而將遠端連接於消融段頭端17的獨立結構8預製成紡錘形，然後壓入導引導管7。此外也可以在導引導管7的頭部設置與獨立結構8相對應的斜孔74或/和側槽76，這樣在不將消融段6前推出導引導管7的情況下，也可以實現獨立結構8恢復預製形變。圖17、圖18顯示了本發明的實施例中通過結構設計改變消融導管I和導引導管7硬度分布的方式。這種通過結構設計改變消融導管I和導引導管7硬度分布的方式並不要CN 102908188 A
書
明
說
14/26 頁
求各個部分的製造材料本身的硬度不同。 如圖17A、圖17B所示，在消融導管I內部設置圖17A和圖17B所示的雞肋樣結構，即間隔d5距離設置一個橫截面為圖17B所示的結構，該結構中斜線表示的部分被有一定彈性的材料填充，優選高分子聚合物，空白區域al在消融導管I內將形成ー個腔室，主要用於 導線、細導管、光纖等走行，當然空白區域al並不局限於圓形，也不局限於僅有ー個腔室，根據情況可以設置成其他形狀(例如橢圓形、長方形等)，也可以設置更多的腔室分別走行不同的構件。如圖17A、圖17B所示，空白區域bl在消融導管I內也將形成ー個腔室，也可走行導線、細導管、光纖等，這樣空白區域al、bl就能夠分別走行不同的構件，當然空白區域bl並不局限於半圓形，也不局限於僅有ー個腔室，根據情況可以設置成其他形狀(例如橢圓形、長方形等)，也可以設置更多的腔室分別走行不同的構件。如圖17A所示，由於在d5所包括的區域內缺乏圖17B中d3和d4所包含區域內的弧形結構，因此在縱軸方向上，每個d5所包括的區域將容易發生彎曲，所有d5所包括的區域的彎曲將使圖17A所示的結構形成整體彎曲。類似地，如圖17(所示，(13、(14、(13』、(14』所包括的區域內設置兩個圖17B中bl樣的空白區域，即空白區域bl、b2，而此時空白區域al位於空白區域bl、b2之間，處在dl所包括的區域內(主要在d2和d2』圍成的區域內)，圖17A中d6所包括區域內的結構將被圖17C所示的結構替代，而圖17A中d5所包括區域內的結構將是圖17C中dl所包括區域內的結構的延伸；空白區域al在消融導管I內將形成ー個腔室，用於導線、細導管、光纖等走行，當然空白區域al並不局限於橢圓形，也不局限於僅有ー個腔室；空白區域bl和b2在消融導管I內也將形成兩個腔室，也可走行導線、細導管、光纖等，當然空白區域bl和b2並不局限於半圓形，也不局限於分別僅有ー個腔室；由於在d5所包括的區域內缺乏圖17C中d3、d4、d3』、d4』所包括區域內的弧形結構，因此在縱軸方向上，每個d5所包括的區域將容易發生彎曲，所有d5所包括的區域的彎曲將使圖17A所示結構形成整體彎曲，此時由於d5兩側均缺少支撐結構，因此可以發生雙向彎曲，且通過調整空白區域bl和b2的大小將使得向兩個方向彎曲的難易程度不同；當然，類似地也可以在三個不同方向上設置三個圖17B所示意的bl樣空白區域，以實現至少三個方向的彎曲，且這種設計結構還可以以此類推。如圖17D、圖17E所示，當消融導管I某些部分的橫截面不為圓形時，雞肋樣結構同樣可以在這些消融導管I部分中實現，圖17D、圖17E以半圓形結構為例說明了雞肋樣結構在除圓形之外的其他形狀中的實現方式，根據彎曲方向的不同，空白區域al和bl安排的位置有所不同。例如，如圖17D所示，將空白區域bl安排在空白區域al的左邊，圖17A中d6所包括區域內的結構將被圖17D所示的結構替代，而圖17A中d5所包括區域內的結構將是圖17D中dl所包括區域內的結構的延伸，這樣整個立體結構將容易向空白區域bl側彎曲；如圖17E所示，將bl安排在al的右邊，圖17A中d6所包括區域內的結構將被圖17E所示的結構替代，而d5所包括區域內的結構將是圖17E中dl所包括區域內的結構的延伸，這樣整個立體結構將容易向空白區域bl側彎曲。在圖17所示的結構中，通過改變空白區域al、bl、b2的大小、數量，以及通過改變dl、d2、d3、d4、d5、d6的大小，可以實現各段硬度的不同，例如在圖17A中的某一段加寬dl，縮小d3或d4將使得這一段不容易形變，再例如某一段加寬d5將使得，這一段更容易形變；通過改變不同段內空白區域al和bl區域的相對位置可以實現不同段非同向彎曲，例如將圖17A所示意結構的下半部水平旋轉180度，將使得下半部空白區域bl在圖17A中的箭頭側，這樣改進後的結構將有助於實現「S」形彎曲。
17總之，雞肋樣結構的實質是通過選擇性的減少或/和增加某些導管小段的內部結構進而選擇性的降低或/和提高某些導管小段內部某一側或者某幾側的抗彎曲能力，以使得導管更易向某些方向彎曲或/和形成某些彎曲形態。圖18顯示了本發明的實施例中另一種通過改變結構設計進而改變硬度分布使彎曲更易實現的設計方式。該設計結構是雞肋樣結構在中空管狀結構中的實現方式，該種結構優選用於中空管樣結構(例如導引導管7等)。該結構主要通過改變消融導管I和導引導管7管壁中的金屬絲網在不同導管小段內的排布或通過改變消融導管I和導引導管7管壁在不同導管小段中的厚度來實現的，當然這裡所述的金屬絲網應該理解為加固導管管壁硬度的設計結構，例如也可以是高分子材料網等，因此該種設計的實質是通過選擇性的減少或/和增加某些導管小段管壁的結構進而選擇性的降低或/和提高某些導管小段管壁的某一側或者某幾側的抗彎曲能力，以使得導管更易向某些方向彎曲或形成某些彎曲形態。圖18是以改變消融導管I或導引導管7管壁中的金屬絲網在不同導管小段內的排布為例進行說明的。如圖18A所示，圖中網線表示金屬絲網，從圖18A的左下圖可以看到，導管管壁中的金屬絲網是完全覆蓋導管管壁的，從圖18A的左上圖可以看到，導管的一側管壁中沒有金屬絲網，將兩個導管小段間隔相疊在一起，構成圖18A的右圖所示的結構，由於上方的一小段導管的一側管壁中沒有金屬絲網，因此導管更易向沒有金屬絲網的一側彎曲。當然也不局限於導管的一側管壁中沒有金屬絲網的設計方式，如圖18D所示，在兩個有完整的金屬絲網的導管小段之間有四條「S」形金屬絲fl、f2、f3、f4，可以在fl、f2間和f3、f4間設置金屬絲網，而在f2、f3間和fl、f4間不設置金屬絲網，這樣導管更易向沒有金屬絲網的兩側彎曲，同理也可以在每相鄰兩個「S」形金屬絲間只設置一半的金屬絲網，這樣導管更易向沒有金屬絲網的四個方向彎曲，還可以只有四條「S」形金屬絲而沒有金屬絲網，這樣整個導管將容易向多個方向彎曲。此外也不局限於某些導管小段管壁的某一側或某幾側沒有金屬絲網的情況，這可以通過改變金屬絲網的孔徑、密度、金屬絲的寬窄等方式實現某些導管小段管壁的某一側或某幾側較其他導管壁軟或硬；根據情況「S」形金屬絲的數量可以調整，同時「S」形金屬絲也可以是其他形態，例如「Z」形等。圖18A的結構可以按照圖18B所示的側面觀圖排布，這樣整個導管段的彎曲方向將是一致的；圖18A的結構可以按照圖18C所示的側面觀圖排布，這樣整個導管段上下部分的彎曲方向不一致的，通過這種方式就可以藉助一根導向絲70實現複雜彎曲，例如將導向絲70從圖18C中d3和d3』相交的區域穿過將更易實現「S」形彎曲。如圖18B和圖18(所示，還可以通過調整(11、(13、(13』、(14、(15的寬度來改變導管各段彎曲的難易程度。此外整個結構也不局限於導管橫截面為圓形的情 況，導管橫截面為半圓、正方形等形狀時仍然可以按照該思路進行設計，但此時需要考慮到這些形狀對導向絲70以及雞肋樣結構本身硬度的影響。圖17、圖18所顯示的通過結構設計改變消融導管I和導引導管7硬度的方式，還可以通過改變製造材料的硬度來實現，例如導管各小段的橫截面可以均是圖18B的設計方式，但是某些小段的橫截面上d3、d4所包括的區域製造材料較另一些小段硬，那麼這些小段將不容易發生彎曲。圖19是以兩條獨立結構8遠端連接於消融段頭端17為例，顯示了本發明的實施例中如何通過調整獨立結構8的硬度分布使設計的形變更易實現。如圖19A所示，兩條獨立結構8a、8b彎曲形態彼此相互對稱，為了方便為半圓柱形的兩條獨立結構8a、8b向外相對隆起，可以採用圖17或/和圖18所示意的雞肋樣結構，當採用圖17所示意的雞肋樣結構時，獨立結構8可採用圖17D所示的設計方案，其中虛線cc所示的橫截面的形態優選為圖17D所示；當採用圖18所示意的雞肋樣結構時，獨立結構8中的空白部分應理解為獨立結構8管壁間隔一定距離的結構硬度降低，例如通過去掉金屬絲網、改變金屬絲網的密度等。如圖19B、圖19C、圖19D所示，兩條獨立結構8的彎曲形態也可不對稱，這對於獨立結構8多於兩條時是十分必要的，它有助於使得消融點處在不同的腎動脈橫截面上；與圖19A所示意的雞肋樣結構類似，圖19B、圖19C、圖19D所示意的設計方案也可採用圖17或/和圖18所示意的雞肋樣結構，為了實現不同的彎曲形態，可以通過調整各獨立結構8上雞肋樣結構的布置方式實現各段硬度的不同，在曲率較大的地方硬度優選較小，更易實現彎曲。圖19中獨立結構8a、8b的空白部分表示各獨立結構8上硬度較小的部分，因此通過調整獨立結構8a、8b上空白部分的大小、形態、分部密度等能夠改變雞肋樣結構的硬度分布，進而改變彎曲形態。如圖19B所示，在獨立結構8a中射頻消融電極頭9至獨立結構8a尾端的部分和獨立結構8b中射頻消融電極頭9至消融段頭端17的部分曲率較大，因此空白部分的也較大和較密。類似地，圖19C中，為了實現獨立結構8形變後兩個射頻消融電極頭9到消融段6長軸中心線的距離相等，在兩條獨立結構8長度相等的情況下，獨立結構8b設計成了近端不易彎曲而遠端及中間部分易發生彎曲，因此獨立結構8b的遠端及中間部分空白部分也更密集，使其更易彎曲。圖19D中，獨立結構8形變後兩個射頻消融電極頭9到消融段6長軸中心線的距離不相等，在兩條獨立結構8長度相等的情況下，獨立結構8的中間隆起最明顯的部分在兩條獨立結構8上的長度不同，獨立結構Sb的中間隆起最明顯的部分較長,這就要求獨立結構8b的其他部分曲率更大，更易彎曲，因此獨立結構8b的遠端及近端的空白部分也更大、更密集。如圖19所示，空白部分的形狀也可以是多變的，可以是圖19A、圖19C、圖19D所示的形狀，也可以是圖19B所示的形狀，當然技術人員還可以根據具體實際設計其他形狀。圖19是以兩條獨立結構8為例進行設計方案說明的，因此不局限於兩條獨立結構8的情況，對於多於兩條獨立結構8的情況也同樣適用。此外圖19中獨立結構8上的空白部分應理解為獨立結構8間隔一定距離的結構硬度降低，這種硬度下降不僅可以通過改變結構設計的方式實現也可以通過改變材料硬度的方式實現。對於技術人員需要獨立結構8形成其他彎曲形態的情況，可以對圖19中獨立結構8的空白部分進行相應調整。圖21是以兩條獨立結構8為例，顯示了本發明的實施例中獨立結構8相互分離時如何通過調整獨立結構8的硬度分布使設計的形變更易實現。圖21中獨立結構8上的空白部分表示的意義應理解為獨立結構8間隔一定距離的結構硬度降低，這種硬度降低不僅可以通過改變結構設計的方式實現也可以通過改變材料硬度的方式實現，因此可以通過調整空白部分的大小、形態、分布密度等改變獨立結構8的硬度分布使其更易彎曲成為所需要的形態。與圖19所示意的獨立結構8連接於消融段頭端17時的結構設計思路相似，圖21所示意的設計方案優選地採用雞肋樣結構，採用圖17所示或/和圖18所示的雞肋樣設計均可。如圖21所示，在靠近獨立結構8頭端的部分，空白部分優選被設置在獨立結構8靠消融段6中心線的部分，而在獨立結構8的中間部分和尾部，空白部分優選被設置在獨立結構8遠離消融段6中心線的部分；當然也可以將空白部分均設置在獨立結構8靠消融段6中心線的部分或獨立結構8遠離消融段6中心線的部分。圖21B、圖21C是以兩條獨立結構8為例說明如何實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。如圖21B所示，兩條獨立結構8a、8b
19的長度不等，由於兩條獨立結構8的長度不同而射頻消融電極頭9均設置在每條獨立結構8的頭部，因此能夠實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。如圖21C所示，兩條獨立結構8a、8b的長度也可相等且內部結構基本是鏡面對稱的，只是射頻消融電極頭9的附著位置有所不同,獨立結構8a上的射頻消融電極頭9a更靠近獨立結構8的遠端，通過這種方式也能夠實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。圖21是以兩條獨立結構8為例進行設計方案說明的，因此不局限於兩條獨立結構8的情況，對於多於兩條獨立結構8的情況也同樣適用。此外對於技術人員需要獨立結構8形成其他彎曲形態的情況，可以對圖21中獨立結構8的空白部分進行相應調整。 圖22、圖23是以兩條獨立結構8為例，顯示了獨立結構8的中間某處連接在一起遠端再相互分離時如何通過調整獨立結構8的硬度分布使設計的形變更易實現。圖23中獨立結構8上的空白部分表示的意義應理解為獨立結構8間隔一定距離的結構硬度降低， 這種硬度降低不僅可以通過改變結構設計的方式實現也可以通過改變材料硬度的方式實現，因此可以通過調整空白部分的大小、形態、分布密度等改變獨立結構8的硬度分布使其更易彎曲成為所需要的形態。如圖22所示，當獨立結構8為兩條時，可將兩條獨立結構8的連接點18做成連接關節，連接關節可通過閂體e將半圓柱形的獨立結構8a、8b連接在一起，並能相對轉動；當推送消融導管I或回退導引導管7使連接點18處的連接關節接觸到導引導管7頭部斜孔74間的連接部分75時，兩條獨立結構8的遠端將相互遠離，附著於獨立結構8頭部的射頻消融電極頭9將與血管壁接觸；為了使射頻消融電極頭9與血管壁接觸面積更大，如圖22所示，兩條獨立結構8的頭部半圓柱形的方向為橫向的半圓柱形，而獨立結構8的其他部分為縱向的半圓柱形；為了使圖22所示的彎曲形態更容易形成，同樣也可以採用雞肋樣結構，靠外的獨立結構8b由於彎曲開口向下，因此可以間隔一定距離在獨立結構8b的下側設置硬度減弱的部分，同樣地，靠內的獨立結構Sb由於彎曲開口向上，因此可以間隔一定距離在獨立結構8a的上側設置硬度減弱的部分；若採用圖17所示意的雞肋樣結構，圖22中虛線ccl、cc2橫截面的截面放大圖即為圖22中上、下兩幅半圓形小圖，則圖17A中d6所包括區域在圖22中獨立結構8a、8b的截面橫圖即分別為圖22中下、上兩幅半圓形小圖。與圖19所示意的獨立結構8連接於消融段頭端17時的結構設計思路相似，圖23所示意的設計方案也優選採用雞肋樣結構，採用圖17所示或/和圖18所示的雞肋樣設計均可。如圖23所示，在靠近獨立結構8頭端的部分，空白部分優選被設置在獨立結構8靠消融段6中心線的部分，在其後到連接點18的部分，空白部分優選被設置在獨立結構8遠離消融段6中心線的部分，在連接點18到獨立結構8末端的部分，空白部分優選被設置在獨立結構8靠消融段6中心線的部分；當然也可以將空白部分均設置在獨立結構8靠消融段6中心線的部分或獨立結構8遠離消融段6中心線的部分，且技術人員可根據情況對空白部分的設置位置進行調整。圖23B、圖23C是以兩條獨立結構8為例說明如何實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。如圖23B所示，兩條獨立結構8a、8b的長度不等，但連接點18到獨立結構8尾端的部分長度是相等的，由於兩條獨立結構8的長度不同而射頻消融電極頭9均設置在每條獨立結構8的頭部，因此也可實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。如圖23C所示，兩條獨立結構8a、8b的長度也可相等且內部結構基本是鏡面對稱的，只是射頻消融電極頭9的附著位置有所不同，獨立結構8a上的射頻消融電極頭9a更靠近獨立結構8的遠端，通過這種方式能夠實現消融點在不同的腎動脈橫截面上。圖23是以兩條獨立結構8為例進行設計方案說明的，因此不局限於兩條獨立結構8的情況，對於多於兩條獨立結構8的情況也同樣適用。此外對於技術人員需要獨立結構8形成其他彎曲形態的情況，可以對圖23中獨立結構8的空白部分進行相應調整。對於部分獨立結構8遠端連接於消融段頭端17而部分獨立結構8相互分離的情況，可以將圖19、圖21所示意的獨立結構8的設計方案進行融合，即遠端連接於消融段頭端17的獨立結構8採用圖19所示意的設計方案，而相互分離的獨立結構8採用圖21所示意的設計方案。圖20顯示了本發明的實施例是如何通過調整可控彎曲段5的硬度分布使設計形變更易實現，其中圖20B、圖20C為可控彎曲段5放大後的側視圖。圖20中可控彎曲段5上的空白部分應理解為可控彎曲段5間隔一定距離的結構硬度降低，這種硬度下降不僅可以通過改變結構設計的方式實現也可以通過改變材料硬度的方式實現，因此可以通過調整可控彎曲段5上空白部分的大小、形態、分部密度等改變可控彎曲段5的硬度分布使其更易彎曲成為所需要的形態。與圖19所示意的獨立結構8的設計方案類似，可控彎曲段5也優選採用雞肋樣結構；當採用圖17所示的雞肋樣結構時，可控彎曲段5可採用圖17A和圖17B所示的設計方案，其中圖20B中虛線ccl所示的橫截面的截面形態優選為圖17B所示；當採用圖18所示的雞肋樣結構時，圖20A、圖20B、圖20C中可控彎曲段5的空白部分應理解為可控彎曲段5管壁間隔一定距離的結構硬度下降，例如通過去掉金屬絲網、改變金屬絲網的密度等；若需要彎曲的方向與圖20B箭頭aol所示的方向相反(即箭頭ao2所示方向)，則可採用圖20C所示的設計方式。若需要可控彎曲段5向兩側都比較容易彎曲，可採用圖20D所示的設計方案，即優選在可控彎曲段5相對的兩側分別設置圖17或/和圖18所示意的雞肋樣結構；當採用圖17所示意的雞肋樣結構時，其設計方式類似圖17C所示，只是各區域的大小稍有調整(如圖20D中間圖所示)，由於可彎控曲段5兩側的整體硬度比較小，可控彎曲段5更容易向兩側彎曲；當採用圖18所示意的雞肋樣結構吋，圖20D中可控彎曲段5的空白部分應理解為可控彎曲段5管壁間隔一定距離的結構硬度下降，例如通過去掉金屬絲網、改變金屬絲網的密度等。如圖20D的左右兩幅側視圖所示，兩側雞肋樣結構的排布不一定完全對稱，可以有一定的錯位。對於需要實現多向彎曲(大於等於3個方向)，可空彎曲段5可採用圖17所示意的雞肋樣結構的擴展設計方案和圖18D所示的雞肋樣結構來幫助多向彎曲的實現。此外對於技術人員需要可彎控曲段5形成其他彎曲形態的情況，可以對圖20中可控彎曲段5的空白部分進行相應調整。此外，圖19、圖20、圖21、圖22、圖23所示意的空白部分除了有助於消融導管I形成設計形變的作用外，還能夠緩衝消融導管I對血管的壓力，起到保護血管的作用。圖24顯示了本發明的實施例中導引導管7尾部的主要結構特點。如圖24A所示，根據實際需要，導引導管7的末端(尾端、近端)可設有開孔77，開孔77與一段導管20連接後與注射器或注液裝置相連，因此可通過開孔77行血管內注藥或注射血管內造影剤，開孔77不使用時導管20是封閉的。如圖24所示，導引導管7的尾部最好有密封設計，例如密封圈或密封套79，防止血液經導引導管7漏出和防止經導引導管7向血管內注射的藥物或注射的造影剤漏出，其中圖24A、圖24B顯示的是沒有插入消融導管I的情況，圖24C顯示的是插入消融導管I的情況，圖24B、圖24C為導引導管7尾部的放大圖；如圖24所示，此外導引導管7的尾部周圍最好有加固套78，使導引導管7尾部不易形變，便於操作，同時也方便與其他結構進行連接或貼附在其他結構上。導引導管7本身也可以在線控結構控制下發生形變，同時也可設置預製形變。如圖24A所示，對於導引導管7僅有預製形變的情況，優選不設置導引導管控制柄27，其末端可僅設置連接接頭71，連接接頭71可與注射器、注液裝置、消融導管I等連接。圖25顯示了本發明的實施例中導引導管7線控結構設計的主要結構特點以及如何通過調整導引導管7的硬度分布促進導引導管7形成所需要形變形態。在導引導管7的線控結構設中，優選以增加導向絲70張力(即牽拉導向絲70或前送導引導管7除導向絲70外的其他部分)的方式對導引導管7進行控制，當然技術人員也可以根據情況以增加導向絲70應力(即推送導向絲70或回退導引導管7除導向絲70外的其他部分)的方式對導引導管7進行控制。如圖25A所示，在導引導管7的一側管壁中設有導向絲70，當增加導向絲70的張力時，導引導管7將向設置導向絲70的一側發生彎曲，也即圖中箭頭aol所示方向，如果導引導管7需要實現多向控制彎曲可在導引導管7的幾個方向上分別設置導向絲70。為了方便導引導管7形成需要的形變形態，可以改變導引導管7小段的硬度分布，這種硬度分布的改變不僅可以通過改變結構設計的方式實現也可以通過改變材料硬度的方式實現；圖25B、圖25C是以改變導引導管7小段的結構設計為例進行說 明的，圖25B、圖25C中導引導管7管壁的空白部分代表管壁結構硬度減低的部分，對於通過改變導引導管7小段的材料硬度的方式，只需要將圖25B、圖25C中導引導管7管壁的空白部分用較軟的材料進行製造。如圖25B、圖25C所示，導引導管7可採用雞肋樣結構，並優選採用圖32所示的雞肋樣結構的設計方案；如圖25B所示，當需要加強導引導管7向箭頭aol所示方向彎曲時，可將箭頭aol側的導引導管7管壁中加強管壁硬度的設計結構削弱，例如可間隔一定距離將箭頭aol側導引導管7管壁中的金屬絲去掉，當增加導向絲70的張力時，導引導管7將更容易向箭頭aol方向彎曲；如圖25C所示，對於線控雙向彎曲的情況，可將導引導管7兩側管壁中加強管壁硬度的設計結構削弱，例如，可間隔一定距離將箭頭ao2和箭頭ao3側導引導管7管壁中的金屬絲去掉；對於多向控制彎曲的雞肋樣結構可以參考圖32D的設計方案。另外，導引導管7頭部也可以先製成向某個方向的彎曲形態，這樣在導引導管7不具有線控結構控制形變時，也可幫助導引導管7到達腎動脈，若在導引導管7具有線控結構控制其形變時，導引導管7的預製彎曲狀態還能夠增加導引導管7的控制彎曲方向，例如將導引導管7的線控結構控制形變的彎曲方向設置成與預置形變彎曲方向相反，這樣就可以控制兩個方向的彎曲。導向絲70在導引導管7管壁中的走行路徑根據導引導管7的形變形態而定，一般與導引導管7長軸中性線平行；導向絲70可連接到導引導管7尾端獨立的導引導管控制柄27上，該導引導管控制柄27可以與控制手柄2相連接或獨立存在，導引導管7內的導向絲70也可以直接連接到控制手柄2，由控制手柄2控制(後述)。對於導引導管7的磁控結構設計，優選將永磁體、電磁鐵或其他能夠被磁鐵吸引的物質設置在導引導管7頭部及其附近位置的管壁中，通過外加磁場方向的改變能夠控制導引導管7多個方向的彎曲。對於採用磁控結構設計的導引導管7也可以通過調整導引導管7的結構設計和導引導管7小段的製造材料的硬度進而改變導引導管7的硬度分布使設計的形變更易實現。當然技術人員可以根據實際需要，調整永磁體、電磁鐵或其他能夠被磁鐵吸引的物質在導引導管7上的設置位置，使導引導管7形成其他形狀的形變。所述的消融導管I和導引導管7外表面可以標記顯影刻度，以指示消融導管I和導引導管7進入血管的深度以及方便在超聲、X射線等影像設備下間接測量人體結構的長度、寬度等。消融導管I和導引導管7上還可設置不同的顯影標記用於在超聲、X射線等影像設備下區分不同的導管。各獨立結構8上優選設置不同的顯影標記用於在超聲、X射線等影像設備下區分不同的獨立結構8，例如在一條獨立結構8上標三角形，而另一條獨立結構8標正方形,或在一條獨立結構8上標三條帶,而另一條獨立結構8標兩條帶。此外消融導管I和導引導管7上還可設置顯影標記用於在超聲、X射線等影像設備下區分不同的軸向旋轉狀態，例如在消融導管I的左側面設置一條在超聲、X射線等影像設備下能夠顯影的短線，在消融導管I的右側面設置另一條在超聲、X射線等影像設備下能夠顯影的短線，當消融導管I處於水平位置時兩條短線重合，當消融導管I軸向旋轉一定角度時，短線則分開一定距離。為了降低消融導管I和導引導管7對血管造成損傷的可能性，優選地，消融導管I和導引導管7與血管壁接觸的地方最好儘量光滑，同時形態最好儘量的圓滑，此外消融導管I和導引導管7的頭部最好比較軟。消融導管I和導引導管7中可能直接或間接與人體體液或組織接觸的部分都必須達到相應的與人體體液或組織接觸材料的國家標準，對於不能達到上述要求又可能直接或間接與人體體液或組織接觸的消融導管I和導引導管7的部分，其外面必須用符合與人體體液或組織相接觸材料的國家標準的材料包裡。消融導管I和導引導管7可能與人體直接或間接接觸部分的製造材料應能夠耐受至少ー種醫用消毒方法。消融導管I和導引導管7可能與人體直接或間接接觸的部分應該是絕緣的，對於不能達到絕緣要求的地方可以外包裹絕緣材料。上述可控彎曲段5的作用在導管體段4不設置可控彎曲段5時，可以由導管體段4代為行使，只需要將上述可控彎曲段5的設計方案運用於導管體段4即可。技術人員可以根據實際要求對上述這些消融導管I和導引導管7的設計方案進行融合、改進以及交叉使用，這些等效變化和修飾同樣落入本發明的實施例權利要求所限定的範圍。對於導引導管7連接於控制手柄2由控制手柄2負責控制的情況，控制手柄2可以同時控制導引導管7和消融導管I。根據導引導管7可以被控制的彎曲方向數量和可以被控制的彎曲方式，控制手柄2的設計略有不同。由於一般採用線控結構對導引導管7的形變進行控制，因此控制手柄2的設計是以線控結構為基礎的，對於導引導管7形變的其他控制方式，只需要在線控結構控制手柄2的基礎上稍加改進。圖26、圖27、圖28均是以線控結構為例，顯示了控制手柄2的主要結構特點。圖26A、圖26C、圖27所示意的設計方案中，導引導管7與控制手柄2穩定相連，由控制手柄2負責控制；圖26B所示意的設計方案中，導引導管7通過末端的連接接頭71與消融導管I尾部連接，需要的時候，導引導管7又能夠與消融導管I末端分離；圖28所示意的設計方案中，導引導管7與導引導管控制柄27相連，由導引導管控制柄27負責控制。圖26、圖27、圖28中虛線ac代表控制手柄2內的導線、細導管、光纖。圖26顯示了本發明的實施例中不能通過線控結構控制導引導管7彎曲方向的情況下，控制手柄2的主要結構特點。圖26A、圖26C顯示了導引導管7與控制手柄2穩定相連情況下，控制手柄2的主要結構特點，圖26B顯示了導引導管7通過末端的連接接頭71與消融導管I尾部連接的情況下，控制手柄2的主要結構特點，其中圖26C為圖26A中虛線cc橫截面放大的截面示意圖。如圖26A所示，控制手柄2優選設計成圖示形狀，主要由操
23作柄271和操作柄226組成，其中操作柄271 —般位於控制手柄2的前部，主要負責控制導引導管7，而操作柄226 —般位於控制手柄2的後部，主要負責控制消融導管I ;操作柄271與導引導管7末端相連，操作柄271和操作柄226通過圖中虛線矩形框ar標示的槽齒滑動結構進行連接，槽齒滑動結構由操作柄271尾部的環形鉤狀結構272和操作柄226頭部的環形鉤狀結構240相互吻合組成,且連接後能夠進行相對轉動。如圖26A、圖26C所示，消融導管I與橫截面成輻射狀展開的連接杆251相連，連接杆251與環形控制鈕250相連，推送(如圖26B示)或回退環形控制鈕250即可實現消融導管I的前進或回退，由於控制鈕250成環狀，因此即使旋轉操作柄226仍不影響通過環形控制鈕250控制消融導管I。圖26C顯示了圖26A虛線cc橫截面放大的截面示意圖，有助於進一步說明連接杆251、環形控制鈕250、操作柄226的空間結構關係。如圖26C所示，消融導管I與橫截面成輻射狀展開的連接杆251相連，連接杆251穿過操作柄226上的一段開槽244與環形控制鈕250，由於開槽244能限制連接杆251的轉動，因此轉動環形控 制鈕250和操作柄226的任意一個都能實現兩者一起轉動，進而實現消融導管I的轉動；當然開槽244的長度即為消融導管I能夠移動的距離，該長度一般小於環形控制鈕250的寬度，這樣環形控制鈕250能夠覆蓋開槽244，環形控制鈕250滑動時也不至於顯露控制手柄2的內部結構；連接杆251和開槽244的數量不一定為四個，可以根據實際需要進行調整。如圖26A所示，在操作柄226的尾部優選設有能量交換接頭201，能量交換接頭201通過纜線23 (內含導線、光纖或細導管等，圖I示)與消融發生裝置部分3相連，主要負責接收由消融發生裝置3傳來的能量並將該能量通過控制手柄2內的導線、細導管、光纖ac等傳輸至消融頭9、消融導管I上其他需要能量供應的部分、導引導管7上需要能量供應的部分及控制手柄2上需要能量供應的部分，同時能量交換接頭201還兼具有傳遞消融導管I、導引導管7和控制手柄2上的傳感器信號以及接收消融發生裝置3傳來的指令並將其傳給消融導管I、導引導管7和控制手柄2的作用。如圖26A所示，操作柄226的末端與能量交換接頭201鄰近的位置根據情況可設置液體灌注接頭202，液體灌注接頭202與消融導管I內的細導管相連，用於向消融導管I提供冷卻液、造影劑等，液體灌注接頭202在控制手柄2外通過導管與液體灌注器203相連，該液體灌注器203可以設置在消融發生裝置部分3上，受消融發生裝置部分3的控制，也可以是獨立於消融發生裝置部分3的系統，同時該液體灌注器203可以是手動進行液體灌注，也可以是自動進行液體灌注。此外在操作柄226的外表面和環形控制鈕250的外表面可標示消融導管I推送距離及推送方向，在環形鉤狀結構272的外表面和操作柄226的外表面可標示操作柄271和操作柄226相對旋轉角度及旋轉方向。如圖26B所示，整個控制手柄2主要由操作柄217組成，導引導管7將不與控制手柄2相連，消融導管I末端將與操作柄217的頭端相連，在消融導管I的近端設有加固套48，以使消融導管I與控制手柄2連接的地方不易形變，便於操作。如圖26B所示，導引導管7通過末端的連接接頭71與消融導管I尾部相連，消融導管I尾部的加固套48有助於消融導管I與連接接頭71相連，導引導管7內的密封圈或密封套79能夠防止血液經導引導管7漏出和防止經導引導管7向血管內注射的藥物或注射的造影劑漏出；對消融導管I的控制將主要通過前送或回退操作柄217以及旋轉操作柄217。如圖26B所示，類似地，在操作柄217的尾部優選設有能量交換接頭201，根據情況能量交換接頭201的旁邊可設置液體灌注接頭202。圖27顯示了本發明的實施例中能夠通過線控結構控制導引導管7彎曲方向的控制手柄2的主要結構特點；其中圖27A、圖27B顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向一個方向彎曲情況下控制手柄2的主要結構特點，圖27C、圖27D顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向兩個方向彎曲情況下控制手柄2的主要結構特點，圖27E、圖27F是以四根導向絲70的情況為例，顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向多個方向3方向)彎曲情況下控制手柄2的主要結構特點；由於圖27中操作柄226的設計方案與圖26A、圖26C中操作柄226的設計方案相同，因此圖27主要顯示了操作柄271的結構特點，此外對於圖27所示意的控制手柄2的設計方案與圖26所示意的控制手柄2的設計方案相同的地方這裡就不再複述。圖27A、圖27B顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向ー個方向彎曲情況下，控制手柄2的主要結構特點，此時優選設置一根導向絲70 ;其中圖27B為圖27A中虛線ccl橫截面放大的截面示意圖。如圖27A所示，導向絲70從導引導管7末端走行出後，經過操作柄271上的連接通道277與環繞操作柄271上類似環形的控制鈕237相連，控制鈕237可在操作柄271上滑動；當向箭頭aol方向推送控制鈕237吋，導向絲70將受到牽拉，通過這種方式能夠控制導引導管7的彎曲方向。為了避免導向絲70受到過分牽拉導致導引導管7的彎曲傷及血管壁，可設置緩衝結構，即將走行在連接通道277內的導向絲70的中間一段用彈簧或具有弾力的細線代替，圖27A是以設置彈簧282為例進行說明的，在彈簧282處的連接通道277直徑稍粗以容納彈簧282，當牽拉導向絲70時，彈簧282可以伸展，這樣能夠起到緩衝牽拉カ的作用，同時由於彈簧282的直徑略大於兩邊連接通道277的直徑，因此彈簧282的伸展距離不會超過連接通道277膨大的部分，這就使得彈簧282到導引導管7頭端的導向絲70的張カ不至於超過彈簧282最大伸展距離下所產生的拉力，也就相當於設定了一個拉カ限值。當然為了避免導向絲70受到過分牽拉導致導引導管7的彎曲傷及血管壁，還可以在導向絲70上連接張カ傳感器。此外，技術人員還可以根據實際需要通過調節導向絲70的初始張力、導向絲70在控制手柄2內的走行路徑、連接通道277在操作柄271凹陷部分的開ロ大小等方式調控控制鈕237控制導向絲70的敏感性。為了通過控制鈕237的轉動控制操作柄271的轉動，可在控制鈕237與操作柄271間設置槽齒滑動結構；如圖27B所示，虛線小矩形框rc即為槽齒滑動結構所在的位置，虛線大矩形框內的圖像顯示了槽齒滑動結構的放大圖，槽齒滑動結構由凹槽285和突出齒286組成，圖27B是以凹槽285和突出齒286分別設置於控制鈕237和操作柄271上為例進行說明的，根據具體情況也可將凹槽285和突出齒286分別設置於操作柄271和控制鈕237上；當旋轉控制鈕237吋，由於槽齒滑動結構的存在，將帶動操作柄271—起轉動，同時控制鈕237前後滑動又不會受到影響；技術人員可以根據需要調整槽齒滑動結構的位置以及設置數量，只要保證控制鈕237和操作柄271能一起轉動且控制鈕237的前後滑動不受影響。為方便操作，在操作柄271和控制鈕237的外表面可標示控制鈕237移動距離以及移動方向，在操作柄226的外表面、環形鉤狀結構272的外表面和控制鈕237的外表面可標不操作柄271和操作柄226相對旋轉角度及轉動方向。圖27C、圖27D顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向兩個方向彎曲情況下，控制手柄2的主要結構特點，其中圖27D為圖27C中虛線cc2橫截面放大的截面示意圖。如圖27C所示，此時優選設置兩根導向絲70a、70b，兩根導向絲70a、70b將各控制導引導管7 —個方向的彎曲，且分別經過連接通道277a、277b優選在相対的位置上與控制鈕237相連，同樣地也可設置彈簧282用於緩衝控制鈕237對導向絲70的牽拉；控制鈕237能夠前後滑動，當控制鈕237向箭頭ao2方向滑動時，導向絲70b將受到牽拉，彈簧282b拉伸，而導向絲70a由於連接通道277a遠端漏鬥樣槽278a的存在，其處於放鬆狀態；當控制鈕237向箭頭ao3方向滑動時，導向絲70a將受到牽拉，彈簧282a拉伸，而導向絲70b由於連接通道277b遠端漏鬥樣槽278b的存在，其處於放鬆狀態。類似地，技術人員可以根據實際需要通過調節導向絲70的初始張力、導向絲70在控制手柄2內的走行路徑、控制鈕237突入操作柄271部分的位置、漏鬥樣槽278開口大小與設置位置等方式調控控制鈕237控制兩條導向絲70的敏感性，使得控制鈕237在不同方向上離開初始位置相同距離的情況下兩條導向絲70受到相同或不同大小力的牽拉。同樣地，為了實現通過控制鈕237的轉動控制操作柄271的轉動，圖27C、圖27D所示的設計方案也可採用圖27B所示意的在控制鈕237與操作柄271間設置槽齒滑動結構。若導引導管7有一個方向的預製彎曲形變，而導向絲70設置在另外一個方向以拮抗預製彎曲形變從而實現控制導引導管7兩個相對方向的彎曲，在這種情況下需要從導向絲70a、70b中去掉一根，並去除相應的附屬結構。同樣地，在操作柄271和控制鈕237的外表面可標示控制鈕237移動距離以及移動方向，在操作柄226的外表面、環形鉤狀結構272的外表面和控制鈕237的外表面可標示操作柄271和操作柄226相對旋轉角度及轉動方向。圖27E、圖27F是以四根導向絲70的情況為例，顯示了控制手柄2能夠控制導引導管7向多個方向O 3方向)彎曲情況下控制手 柄2的主要結構特點，其中圖27F為圖27E中虛線cc3橫截面放大的截面示意圖。如圖27E所示，圖27A、圖27B、圖27C、圖27D中控制導向絲70的控制鈕237由控制盤238代替，控制盤238沒有突入操作柄271的部分，且操作柄271與控制盤238之間的接觸面是球形萬向關節的一部分，因此控制盤238能夠向多個方向轉動，且向前或向後推動控制盤238不會使其移動而滑出操作柄271。由於截面的原因圖27E僅顯示了兩條導向絲70a、70c。如圖27E、圖27F所示，各控制可控彎曲段5—個方向彎曲的四根導向絲70a、70b、70c、70d將分別經過連接通道277a、277b、277c、277d與控制盤238相連，四根導向絲70優選地均勻分布於控制盤238和操作柄271的圓周上，同樣地也可設置緩衝結構，例如設置彈簧282用於緩衝控制盤238對導向絲70的牽拉；當控制盤238向箭頭ao4所示方向轉動時，導向絲70c將受到牽拉，彈簧282c拉伸，而導向絲70b由於連接通道277b遠端漏鬥樣槽278b的存在，其處於放鬆狀態；當控制盤238向箭頭ao5所示方向轉動時，導向絲70a將受到牽拉,彈簧282a拉伸，而導向絲70c由於連接通道277c遠端漏鬥樣槽278c的存在，其處於放鬆狀態；如果控制盤238轉動方向不在任何一條導向絲70上，此時將有兩條相鄰的導向絲70受到牽拉，這樣導引導管7將向兩條受到牽拉的導向絲70合力的方向彎曲，通過這樣的方式即實現了控制導引導管7的多向彎曲。類似地，技術人員還可以根據實際需要通過調節導向絲70的初始張力、導向絲70在控制手柄2內的走行路徑、漏鬥樣槽278開口大小與設置位置等方式調控控制盤238控制四條導向絲70的敏感性，使得控制盤238在四條導向絲70方向上離開初始位置相同距離的情況下四條導向絲70受到相同或不同大小力的牽拉。同樣地，在操作柄271和控制盤238的外表面可標示控制盤238轉動角度以及轉動方向，在操作柄226的外表面、環形鉤狀結構272的外表面和控制盤238的外表面可標示操作柄271和操作柄226相對旋轉角度及轉動方向。圖27E、圖27F僅是以四根導向絲70為例進行結構說明的，圖27E、圖27F所示的設計方案還可以用於擴展用於導向絲70大於等於一根的情況。導引導管7也可直接與導引導管控制柄27相連，由導引導管控制柄27負責控制，此時優選導引導管控制柄27能夠與控制消融導管I的控制手柄2接合和分拆，圖28所示意的設計方案是以圖26、圖27所示意的設計方案為基礎進行改進的，改進的設計方案主要對操作柄226進行了改進，因此對於圖28所示意的導引導管控制柄27和控制手柄2的設計方案中與圖26、圖27所示意的設計方案一致的地方這裡就不再贅述。圖28是以導引導管控制柄27能夠控制導引導管7向ー個方向彎曲的情況下的導引導管控制柄27和控制手柄2的設計方案為例，說明了本發明如何實現將獨立的導引導管控制柄27與控制手柄2相互接合和分拆，即實現既可分離使用也可接合使用；其中圖28B是導引導管控制柄27的示 意圖，圖28C是控制手柄2的不意圖，圖28A是兩者接合在一起的不意圖，圖28D、圖28E分別是圖28A中虛線ccl、cc2橫截面放大的截面示意圖。如圖28B所示，導引導管控制柄27主要由操作柄271』、操作柄273、控制鈕237』組成，操作柄271』與操作柄273操作柄之間的轉動可以通過圖中虛線矩形框ar所示的由環形鉤狀結構272和環形鉤狀結構270相互吻合組成的槽齒滑動結構實現。如圖28C所示，控制手柄2主要由操作柄241、環形控制鈕250、連接杆251、能量交換接頭201組成，操作柄241與環形控制鈕250的一起轉動的實現方式與圖41中提及的方案相同，根據情況設置或不設置液體灌注接頭202。當導引導管控制柄27與控制手柄2需要接合吋，消融導管I將首先經導引導管控制柄27套入導引導管7，如圖28A、圖28B、圖28C所示，導引導管控制柄27與控制手柄2的接合成為ー個操控手柄主要依靠操作柄273和操作柄241上的可脫槽齒滑動結構，該可脫槽齒滑動結構由操作柄273上的卡槽293、錐柱體凹槽292、卡環297、卡孔299和操作柄241上的可壓鉤狀結構242、錐柱體突出榫243組成。如圖28A、圖28B所示，接合時，將可壓鉤狀結構242對卡槽293，將錐柱體突出榫243對準錐柱體凹槽292，然後推送操作柄241或回壓導引導管控制柄27，由於可壓鉤狀結構242頭部的壓扭294的斜面和卡環297靠操作柄241的斜面相対，可壓鉤狀結構242將順勢進入進入卡槽293，錐柱體突出榫243也將進入錐柱體凹槽292，當操作柄273與操作柄241接近相接觸時，可壓鉤狀結構242將彈入由卡環297和操作柄273組成的卡孔299中，由於可壓鉤狀結構242頭部的壓扭294和卡孔299的限制，導引導管控制柄27與控制手柄2的接合將十分穩定。如圖28A、圖28B所示，分離時，同時按壓相對位置上的兩個可壓鉤狀結構242頭部的壓扭294使其退出卡孔299中，同時順勢推送導引導管控制柄27或回拉操作柄241，由於卡環297的斜面和可壓鉤狀結構242頭部的壓扭294的斜面相對，壓扭294將再次進入卡槽293，隨著操作柄273和操作柄241的進ー步遠離，可壓鉤狀結構242的頭部壓扭294將彈出卡槽293，同時錐柱體突出榫243也將退出錐柱體凹槽292，隨後消融導管I退出導引導管7，完成分離。為了使可壓鉤狀結構242能順利進出卡槽293同時卡槽293又能限制可壓鉤狀結構242的轉動，如圖28D所示，卡槽293的寬度優選與可壓鉤狀結構242相近，並剛好能卡住可壓鉤狀結構242，而卡槽293的高度優選大於壓鈕294的厚度。此外為了實現操作柄273和操作柄241的一起轉動，如圖28D、圖28E所示，可在錐柱體突出榫243與操作柄273之間設置類似圖42中虛線矩形框rc所示意的槽齒滑動結構；圖28E中虛線大矩形內放大了該結構，其中優選將凹槽295設置在操作柄273上，將突出齒296設置在錐柱體突出榫243上，技術人員根據需要也可以將凹槽295設置在錐柱體突出榫243上，將突出齒296設置在操作柄273上；圖28D、圖28E中有四個槽齒滑動結構，技術人員根據需要可對其數量和分部進行調整。另外，可壓鉤狀結構242優選設置為兩個，技術人員根據需要可以進行調整。類似地，為方便操作導引導管控制柄27，可以在控制鈕237』上、操作柄271』上標示控制鈕237』的移動距離和移動方向，在控制鈕237』上、操作柄271』上、操作柄273上標示操作柄271』與操作柄273相對旋轉角度和旋轉方向；為了方便導引導管控制柄27與控制手柄2接合，可以在導引導管控制柄27上與控制手柄2上分別標示兩者接合的對位線、對位標誌等。圖28僅是以導引導管控制柄27能夠控制導引導管7向一個方向彎曲的情況下的導引導管控制柄27與控制手柄2的設計方案為例進行說明的，對於導引導管7能夠雙向或多向控制彎曲的情況，只需要將圖28中的操作柄271』替換成導引導管7能夠雙向或多向控制彎曲的情況下的操作柄271或操作柄213。此外可脫卡榫結構及設計思路還可擴展用於控制手柄2的其他設計方案和其他控制器的設計方案中。若在導引導管控制柄27與控制手柄2融合設計成一個控制手柄2的情況下，需要用導絲引導導引導管7進入血管，優選不封閉導引導管7的頭端開口，通過將導絲穿過導引導管7頭端開口和導引導管7頭部的斜孔74或側槽76即可引導導引導管7進入血管，對於導引導管7頭部的沒有設置斜孔74或側槽76的情況，可以在導引導管7的頭部側壁上設置一個類似圖26B所示意的斜孔74，通過將導絲穿過導引導管7頭端開口和頭部側壁上的斜孔74即可引導導引導管7進入血管。·上述這些控制手柄2和導引導管控制柄27的設計方案中控制手柄2和導引導管控制柄27的外形曲線優選方便人手的持握和控制。控制手柄2和導引導管控制柄27中可能直接或間接與人體體液或組織接觸的部分都必須達到相應的與人體體液或組織接觸材料的國家標準，對於不能達到上述要求又可能直接或間接與人體體液或組織接觸的控制手柄2和導引導管控制柄27的部分，其外面必須用符合與人體體液或組織相接觸材料的國家標準的材料包裹。控制手柄2和導引導管控制柄27可能與人體直接或間接接觸部分的製造材料應能夠耐受至少一種醫用消毒方法。控制手柄2和導引導管控制柄27可能與人體直接或間接接觸的部分應該是絕緣的，對於不能達到絕緣要求的地方可以外包裹絕緣材料。技術人員可以根據實際要求對上述這些控制手柄2和導引導管控制柄27的設計方案進行融合、改進以及交叉使用，這些等效變化和修飾同樣落入本發明的實施例權利要求所限定的範圍。如圖I所示，消融發生裝置3是為消融導管I、導引導管7、控制手柄2、導引導管控制柄27上需要能量供應的部分提供相應形式的能量，例如當導引導管7需要智能材料改變形狀時，消融發生裝置3能夠提供誘導智能材料改變形狀所需要的能量。同時消融發生裝置3能夠接收和處理消融導管I、導引導管7、控制手柄2、導引導管控制柄27傳來的信息，處理後的信息能夠部分或全部顯示在消融發生裝置3的顯示器320上，而且該處理後的信息還能夠反饋調節消融發生裝置3的能量輸出。消融發生裝置3的控制參數能夠通過消融發生裝置的顯示器320進行觸屏控制或通過參數設置按鈕330進行調節；消融發生裝置3應設有能量輸出的接頭和傳感器信號輸入的接頭311，同時還應設有與外接電源相接的接頭321，用於接收由供電電路傳來的電能。對於消融導管I、控制手柄2、導引導管7和導引導管控制柄27需要能量供應而又未在控制手柄2或導引導管控制柄27上設有工作開關的設備，在消融發生裝置3上優選設有工作開關。對於消融導管I或/和導引導管7需要的冷卻劑、復溫劑和灌注液的情況，消融發生裝置3或/和導引導管7可以設有灌注器進行自動或手動向消融導管I灌注冷卻劑、復溫劑和灌注液，此時消融發生裝置3應有相應的管路與提供冷卻劑、復溫劑和灌注液原料或成品的容器相通。對於導引導管7的末端開孔77連接的注液裝置設置在消融發生裝置3的情況，消融發生裝置3應對該注液裝置進行控制並設置相應的控制面板或控制按鈕。消融發生裝置3可以是融合上述功能於一體的整機，也可以是分別行使不同功能的分體機，例如將為射頻消融電極頭9供能的部分獨立為ー個分機，將灌注器獨立為另ー個分機。
權利要求
1.一種腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於包括 消融導管(I)、導引導管(7)、控制手柄(2)及消融發生裝置(3)，其中消融導管(I)由下往上依次包括導管體段(4)和消融段(6);其中 所述導管體段(4)與控制手柄(2)相連； 所述消融段(6)包括至少兩個獨立結構(8)，所述獨立結構(8)的近端相連，所述消融段(6)至少有ー個獨立結構(8)上安裝有消融頭(9);所述消融頭(9)通過導線、導管、微波天線或光纖與控制手柄(2)上的能量交換接頭(201)相連，所述能量交換接頭(201)通過導線、導管、微波天線或光纖與消融發生裝置(3)相連； 所述導引導管(7)通過牽拉或推送一端附著在導引導管(7)頭端上，另一端由手柄控制的導引絲(70)控制彎曲；或所述導引導管(7)發生順應性彎曲或/和設置預製形變； 所述導引導管⑵由導引導管控制柄(27)或控制手柄(2)控制以及不通過手柄進行控制。
2.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述導管體段(4)的遠端還包括與消融段(6)近端連接的可控彎曲段(5)，所述可控彎曲段(5)發生順應性彎曲或/和設置預製形變；所述導引導管(7)還包括獨立設置或者不獨立設置的導引導管控制柄(27)。
3.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述消融導管(I)或/和控制手柄(2)或/和導引導管(7)上還安裝有傳感器(92)。
4.根據權利要求2所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述導引導管控制柄(27)上還安裝有傳感器(92)。
5.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述獨立結構(8)之間在近端相連，兩個獨立結構(8)之間包括三種形式兩個獨立結構(8)的遠端連接為一體而構成消融段頭端(17);或者兩個獨立結構(8)遠端彼此獨立相互分離；或者兩個獨立結構(8)的中間部分連接在一起，遠端再相互分離。
6.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於當導引導管(7)為消融導管(I)形變提供支點吋，導引導管(7)的頭部設置與血管相通的斜孔(74)或/和側槽(76)。
7.根據權利要求I或5所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於 當獨立結構(8)的遠端連接為一體而構成消融段頭端(17)時，導引導管頭端設置縮ロ結構(73)或者堵頭(72)，導引導管(7)的頭部側壁上設置側槽(76); 當獨立結構(8)彼此獨立相互分離時，導引導管(7)的頭端或頭部側壁上設置斜孔(74)； 當獨立結構(8)的中間部分連接在一起，遠端再相互分離時，導引導管(7)的頭端或頭部側壁設置與血管相通的斜孔(74)，斜孔(74)之後導引導管(7)的側壁上再設置側槽(76)。
8.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於當導引導管(7)不為消融導管(I)形變提供支點時，獨立結構(8)設置預製形變。
9.根據權利要求I或7所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於還包括可控彎曲段(5)設置預製形變。
10.根據權利要求I所述的所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述導引導管(7)的尾部側壁上還設有用於連接注射器或注液裝置進行血管內注藥或注射血管內造影剤的開孔(77)，或通過導引導管(7)末端開ロ與注射器或/和注液裝置相連進行血管內注藥或/和注射血管內造影剤；或/和所述導引導管⑵末端設置連接接頭(76)，連接接頭(76)與注射器、注液裝置、消融導管(I)或控制手柄(2)連接。
11.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述消融導管(I)或/和導引導管(7)製造時通過選用不同硬度的材料，或者是通過選擇性的減少或/和增加部分導管的內部結構或/和管壁的結構。
12.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述消融導管(I)或/和導引導管(7)上標記刻度，以指示消融導管(I)或/和導引導管(7)進入血管的深度以及在超聲或X射線影像設備下間接測量人體結構的長度、寬度；消融導管(I)或/和導引導管(7)上設置不同的顯影標記用於在超聲或X射線影像設備下區分消融導管(I)或/和導引導管(7);或/和各獨立結構(8)上設置不同的顯影標記用於在超聲或X射線影像設備下區分不同的獨立結構(8);消融導管(I)或/和導引導管(7)上還設置標記用於在超聲或X射線影像設備下區分不同的軸向旋轉狀態。
13.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於消融導管(I)通過導管體段(4)與控制手柄(2)上端固定，控制手柄(2)的下端或下側面具有能量交換接頭(201)，來自消融頭(9)的導線、導管、微波天線或光纖穿過控制手柄(2)的中心空腔在所述能量交換接頭(201)匯集。
14.根據權利要求I或13所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於 所述控制手柄(2)包括操作柄(241)或/和操作柄(271);或所述控制手柄(2)僅包括操作柄(217); 操作柄(271)上設置有用於控制可控彎曲段(5)形變的控制鈕(237)或控制盤(238)，所述控制鈕(237)或控制盤(238)與導向絲(11)連接，通過控制鈕(237)的上下移動，或通過控制盤(238)的多向轉動實現對可控彎曲段的控制；或/和包括環形控制鈕(250)，所述環形控制鈕(250)通過連接杆(251)與消融導管(I)連接，所述連接杆(251)位於控制手柄(2)中的導向槽(244)內，通過上下移動環形控制鈕(250)，實現對獨立結構(8)的控制；還包括可防止過度牽拉的緩衝結構； 所述導引導管控制柄(27)包括操作柄(271』)和操作柄(273)，操作柄(271』)上設置有用於控制導引導管(7)形變的控制鈕(237』)或控制盤(238』)，所述控制鈕(237』)或控制盤(238』)與導向絲(11)連接，通過控制鈕(237』)的上下移動，或通過控制盤(238』)的多向轉動實現對導引導管(7)的控制；還包括可防止過度牽拉的緩衝結構；所述導引導管控制柄(27)與控制手柄(2)包括可脫槽齒滑動結構，可脫槽齒滑動結構由操作柄(273)上的卡槽(293)、錐柱體凹槽(292)、卡環(297)、卡孔(299)和操作柄(241)上的可壓鉤狀結構(242)、錐柱體突出榫(243)，通過可脫槽齒滑動結構進行分拆與結合。
15.根據權利要求I所述的腎臟去交感神經射頻消融導管系統，其特徵在於所述消融發生裝置(3)設有能量輸出的接頭和傳感器信號輸入的接頭(311)，同時還設有與外接電源相接地接頭(321);所述消融發生裝置(3)含有通過進行觸屏控制來控制參數以及部分或全部信息能顯示在其上的顯示器(320)和調節參數的按鈕(330)。
全文摘要
一種用於腎動脈內去交感神經的射頻消融導管系統，所述系統包括消融導管、控制手柄、導引導管及消融發生裝置，可設置或不設置獨立的導引導管控制柄。所述消融導管由近端向遠端依次由導管體段和消融段組成，其特徵在於導管體段前端還包括可控彎曲段；並通過導管體段與控制手柄相連；所述消融段安裝有獨立結構，獨立結構至少為兩個，至少有一個獨立結構上安裝有消融頭；本發明可同時多點消融，術中實時監測消融效果且機械穩定性更好。
文檔編號A61B18/12GK102908188SQ20121031308
公開日2013年2月6日 申請日期2012年8月29日 優先權日2012年8月29日
發明者宋治遠, 楊攀, 鍾理, 王子洪, 廖新華, 仝識非, 舒茂琴 申請人:中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院