CN1278711A - 可扩张的血管结扎导管和使用方法 - Google Patents

Abstract

一种导管(10)包括多个主引线(30),以便发放能量用于结扎一空心的人体组织结构(52)。每一主引线(30)包括一电极(34),设置在导管(10)的工作端(15)处。各主引线(30)之间保持间隔,以致每一主引线(30)可以各别地接受所选定极性的能量。各主引线(30)设计得可向外扩张以安放各电极(34)而使之触合一空心的人体组织结构(52)可以从各引线(30)施加高频能量以便在人体组织结构(52)的周围组织中产生热效应。空心的人体组织结构的直径因热效应而减小,而各主引线(30)的电极(34)彼此更加移近。在空心的人体组织结构是一根血管(52)的场合下,能量施加到血管(52)的直径减小到血管(52)闭合的位置上为止。在一项实施例中,在施加能量之前充灌一气囊(64)以闭合结构(52)。在结构是一根血管(52)的场合下,充灌过的气囊会阻止血液流动并促进向血管(52)灌注盐水、药物或高阻抗液体,以便减少凝块的出现和改进血管由导管(10)的加热。导管(10)可以包括一腔道(48)以容放一导引钢丝(53)或允许液体发送。

Description

可扩张的血管结扎 导管和使用方法

本发明一般地涉及一种用于施加能量以收缩诸如一根血管这样的一空心的人体组织结构的方法和装置，而更为具体地涉及一种利用具有多条引线的一电极装置用于施加所述能量的方法和装置。

人的下肢血管系统主要包括表面血管系统和深层血管系统，以及连接这两个系统的各贯穿血管。表面系统包括长或大的隐静脉和短的隐静脉。深层血管系统包括前部和后部胫静脉，它们联合构成踝静脉，后者本身在由短隐静脉连接之后又成为股骨静脉。

血管系统包含大量单向瓣膜，用于引导血液流回心脏。各血管瓣膜通常是双凹劈(bicuspic)瓣膜，每一凹劈(cusp)形成一血液的袋囊或储囊，在逆行血液压力下，血液迫使各凹劈的自由表面收拢在一起以防止血液的逆行流动而只允许顺行血液流向心脏。当一不合格的瓣膜出现在流动路径之中时，此瓣膜不能闭合，因为各凹劈不构成适当的密封，而血液的逆行流动不可停止。当一血管瓣膜失效时，加大的变形和压力出现在下部血管各段和居上的各组织之内，有时导致附加的瓣膜失效。经常由瓣膜失效造成的两种血管状况是曲张静脉和较有代表性的慢性血管不适。

曲张静脉状况包括下肢表面血管的扩张(dilation)和扭曲(tortuosity)，从而造成难看的褪色、疼痛、肿胀和可能的溃烂。曲张静脉往往涉及一或多个血管瓣膜的不合格，这样使得血液可能在表面系统之内回流。这也可能使得深层血管回流和穿孔(perforator)回流更加严重。血管不适的当前治疗包括一些外科疗法，诸如血管剥离(stripping)、结扎和偶而的血管分段移植。

结扎涉及到利用通过一种电极装置施加的电能来烧灼或凝结血管的腔道。一种电极装置被插进血管腔道并予以定位，以致它接触血管壁部。一旦适当定位之后，施加RF能量于电极装置，借此造成血管壁部截面直径的收缩。截面直径的减小，比如从5毫米(0．2英寸)至1毫米(0．04英寸)，会显著地减少血液通过血管的振动并导致有效的结扎。即使不需要有效的结扎，血管壁部也可能完全瘪下，从而导致一种空腔道阻塞而堵住血液通过血管的流动。

一种用于实现血管结扎的器械包括一管状轴套，在远端头处具有一电极装置。一些电气引线从远端部到近端部穿过轴套。在轴套的近端部处，各引线终止在一电气接头处，而在轴套的远端部处，各引线连接于电极装置。电气接头提供了各引线与一电源之间的界面，电源一般是一RF发生器。RF发生器在一控制装置，通常为一微处理器的导引下运作。

结扎器械可以在或是一种单极或是一种双极模态下予以使用。在单极模态下，电极装置包括一电极，或是带正电或是带负电。一用于通过电极的电流的返回路径设置在人体的外部，比如通过安置病人使其身体接触于一大型低阻抗衬垫。电流从结扎装置流向低阻抗衬垫。在双极模态下，电极装置包括一对由某一介电材料隔开的相反带电的电极。因此，在双极模式下，电流的返回路径是由电极装置自身提供的。电流从一个电极流出，经过组织，并通过相反带电的电极返回。

为防止发生组织损伤；即由于过热所造成的烧灼而发生焦化，一温度传感装置装接于电极装置。温度传感装置可以是一热电偶，可监测血管组织的温度。热电偶通过轴套连接于RF发生器和控制器并提供电气信号给控制器，后者监测温度并通过电极装置相应地调节施加于组织的能量。

一种结扎器械的整体有效性主要取决于装在器械之内的电极装置。单极和双极电极装置，都是具有一固定形状和尺寸的实体装置，由于几种原因限制了结扎器械的有效性。首先，一固定尺寸的电极装置一般只在血管壁部的周边或内径上的一点处接触血管壁部。结果，RF能量的施加高度集中在接触着的血管组织之内，而通过血管组织其余部分的RF电流的流动则衰弱得不成比例。因此，血管壁部靠近接触点的区域比血管壁部的其他区域以较快的速度瘪下，造成血管腔道不均匀的收缩。其次，闭合的整体力度可能不足而腔道可能最终重新张开。为避免闭合不足，RF能量必须施加一大段时间。如此施加RF能量会提高血液的温度并通常会造成不希望有的、在电极上和血管中形成相当大量的热诱发凝块。

其次，一种具有一固定的电极装置的结扎器械的有效性限于某些尺寸的血管。企图结扎其直径显著地大于电极装置的血管不仅会造成一如方才所述的不均匀的血管收缩，而且还会造成血管的收缩不足。血管直径相对于电极装置直径越大，在远离接触点的部位处施加于血管壁部的能量愈少。因此，血管壁部可能在血管组织在电极接触点处成为过度烧灼之前不会完全瘪下。虽然如此的凝结可能起初闭合了血管，但这种闭合可能只是暂时的，由于已凝结的血液会最终溶解而血管会局部张开。针对这一不足的一种解决办法是，一种器械具有一些带有多种直径的可互换装置。不过，这样一种解决办法既在经济上效率低，而且在使用上很麻烦。

因此，本技术领域中的熟练人员已经认识到，需要一种可扩张的电极装置和一种方法，能够沿着一血管壁部的一周向带环-此处血管壁部在直径上大于电极装置-均匀地分布RF能量，并从而在尽量减少形成热诱发凝块的同时提供更为可预测和更为有效的血管闭合。本发明可满足这些和其他需要。

简短地说，并一般地说，本发明提供一种用于沿着一血管壁部的一大体上周向的带环施加能量的器械和方法。如此施加能量可造成血管壁部的比较均匀和比较可预测的收缩。

在本发明的一方面中，一种用于发送能量以结扎一人体组织结构的器械包括一导管，具有一鞘、一工作端和一制成在导管工作端处的开口；一内件，设置在鞘之内，以致内件和鞘能够彼此相对移动；多个引线，每一引线具有一远端部，多个引线联接于内件，以致多个引线的远端部当鞘的位置相对于内件在一个方向上改变时伸出导管工作端处的开口，每一引线制成得当多个引线伸出开口时可使远端部移动而离开由鞘所确定的一纵向轴线；其中各引线的远端部设计得可发送能量给人体组织结构。

在本发明的另一方面中，器械包括一辅引线，具有一辅远端部。辅引线联接于内件，以致辅引线的远端部当内件的位置相对于鞘在一个方向上改变时伸出导管工作端处的开口。

在本发明的另一方面中，各引线的远端部在电气上连接于一电源，以致每一引线的极性可以变换。在存在一辅引线电极的场合下，多个引线可以连接于电源，以致各引线的极性可以与辅引线的极性无关地予以改变。

在另一方面中，各引线包括各主引线，一般在导管的工作端处围绕着辅引线。各主引线的远端部设置在辅引线的远端部与内件之间。

在又一另外方面中，本发明包括一种从一空心的人体组织结构之内向此结构施加能量的方法。此方法包括插进一导管到人体组织结构里去的步骤；此导管具有一工作端和多个引线，每一引线具有一远端部，而且每一引线连接于一电源。此方法还包括通过远端头孔口使各引线向外扩张并使各引线扩张直至每一电极接触人体组织结构为止的步骤。此方法另外包括从各引线的远端部向人体组织结构施加能量直至人体组织结构瘪下的步骤。

在本发明的另一方面中，此方法还包括插进一导管到人体组织结构里面的步骤，此时的导管具有一辅引线，其远端部分在长度上大于各主引线远端部分并一般地由各主引线围绕起来。辅引线在远端部处还具有一电极。此方法还包括以下各步骤，即：使各主和辅引线伸过孔口直至每一主引线电极接触人体组织结构，以及控制电源以致相邻的主引线具有相反的极性，同时保持辅引线在电气上是中性的。一当人体组织结构围绕各主引线瘪下，即变换各主引线的极性以致它们全都具有同样的极性。一当变换各主引线的极性以致它们全都具有同样的极性，即控制电源以致辅引线相对于各主引线具有相反的极性。此方法，在另一方面中，包括在继续施加能量于人体组织结构的同时，在人体组织结构中移动导管以加长结扎范围的步骤。

在本发明的另一方面中，外部压紧被用来起初迫使血管壁部朝向导管瘪下。施加能量可造成血管持久地采取起初由外部压紧以机械方式达到的已瘪下状态。一止血带可以用来从外部压紧或压平人体组织结构并最初减小空心人体组织结构的直径。由止血带施加的压力可从血管治疗部位放出血液，并在准备造成一结扎状态时使血管预先成形。一制成在止血带上的超声窗口可有助于通过此窗口予以治疗的人体组织结构的超声成像。

在本发明的又一另外方面中，提供一气囊以便在施加能量之前闭合血管，以致不再需要由一止血带作外部压紧以止住血液流动。这样还可使即使深层血管都被闭合，对于深层血管，压紧止血带可能无法压紧血管以致闭合。

在本发明又一另外的方面中，一挠性盖罩，比较地不可透过液体，当各引线引出时沿着导管的周边覆盖住各引线之间的区域，以致网膜式的盖罩可挡住血管内的血液流动。

在本发明的又一另外方面中，一挠性的气囊状盖罩设置在导管上，具有通向凹侧的各开口和面对导管工作端的一凸侧。此盖罩充满血液而膨胀。当此气囊向外鼓出到血管直径时，血液流动被终止。

在本发明的又一另外方面中，用导管以机械方式挡住血液流动与注入一种高阻抗液体相结合。此液体也可以是一种抗凝剂。此液体可以从血管治疗部位推出任何余留的血液并防止能量从触合于各电极的血管上消散开来。

本发明的这些和其他一些方面和优点，当结合通过范例表明本发明各项实施例的各幅附图作出以下较为详细的说明之后，将会是显而易见的。

本发明的这些和其他方面和优点，在结合通过范例表明本发明各实施例的附图而作出以下比较详细的说明之后，将成为显而易见的。

图1是一种能量施用系统的简图，以一种导管的局部破断视图表明工作端和连接端二者，并体现本发明的一项优选实施例；

图2是符合本发明的一种导管的第一实施例工作端的截面视图，画出在完全伸出位置上的各电极；

图2a是沿着图2直线2a-2a所取的导管第一实施例工作端的端视图，画出在完全缩回位置上的各电极；

图3是第一实施例工作端的截面视图，画出在完全缩回位置上的各电极；

图4是符合本发明各项原则的一第二导管工作端的截面视图，画出在完全伸出位置上的各电极；

图4a是沿着图4直线4a-4a所取的本发明第二实施例的端视图。

图5是图4的导管第二实施例工作端的截面视图，画出在完全缩回位置上的各电极；

图6是一种装有图2导管的人体组织结构的截面视图，各电极与此人体组织结构是并列的。

图6a是沿着图6直线6a-6a所取的装有导管的人体组织结构的端视图；

图7a到7c是装有符合本发明第一实施例的一导管的人体组织结构的各截面视图，画出在不同结扎阶段上的人体组织结构；

图8是装有画在图4中、符合本发明第二实施例的一导管的人体组织结构的截面图；

图8a是沿着图8直线8a-8a所取、装有导管的人体组织结构的端视图；

图9a和9b是装有符合本发明第二实施例的一导管的人体组织结构的各截面视图，画出在不同结扎阶段上的人体组织结构；

图10是符合本发明一导管的第三实施例工作端的截面视图，画出在完全伸出位置上的各电极；

图10a是沿着图10直线10a-10a所取的导管第三实施例工作端的端视图；

图11是第三实施例工作端的截面视图，画出在完全缩回位置上的各电极；

图12是一种装有图10导管的人体组织结构的截面视图，各电极与此人体组织结构是并列的；

图13是装有图10导管的人体组织结构的截面视图，此时人体组织结构正在通过利用来自各电极的能量从事结扎；

图14是装有图10导管的一人体组织结构，各电极与此人体组织结构是并列的，此时正在施加外部压缩以便在利用来自各电极的能量来结扎结构之前减小此空心结构的直径；

图15是具有一气囊和一同轴线流体槽道的一种电极导管的另一实施例的侧视图；

图16是图15气囊和导管的部分截面视图；

图17是装有另一实施例的导管的一人体组织结构的截面视图，此导管具有一气囊和带电极的各可弓起臂杆；

图18是一种电极导管另一实施例的侧视图，此导管具有一盖罩，罩住伸出导管的各电极呈喇叭形分开的引线；以及

图19是具有一气囊和一同轴线流体槽道的一电极导管另一实施例的侧视图；

图20是具有一气囊和一同轴线流体槽道的一电极导管另一实施例的侧视图；

图21是具有一可扩张部分的、一种电极导管的另一实施例局部截面侧视图；以及

图22是在已扩张情况下图21的一种电极导管实施例的局部截面侧视图。

现在更为具体地转向图纸，其中同样的参照编号表明各图中同样的或对应的器件，图1中所示为一导管10，用于向一人体组织结构，诸如一根血管，施加能量。导管10包括一外鞘12，在其工作端15处具有一远端孔口14。外鞘12的连接端17装接于一把柄16，后者包括一电气接头18，用于接合于一电源22，一般为一RF发生器，以及一微处理机控制器23。电源22和微处理机23通常装放在一个单元里。控制器23可响应于外部指令和来自诸如一热电偶这样的设置在一腔内血管治疗部位的一传感器的数据而控制电源22。在另一实施例中，使用者可以选定一不变的电力输出，以致不出现自动温度控制，而使用者可以由于一显示读出器上的温度而手动调节电力输出。导管10包括一可扩张的电极装置24(部分画出)，通过远端孔口14移进和移出外鞘12。电极装置包括多个电极，可以通过在鞘内移动各电极或通过相对于各电极移动外鞘而予以扩张。虽然图1仅表明围绕一单独中心电极的多个电极，但将会描述不同电极组态的导管。

外鞘12内装放一内鞘28或内件。一流体出入口21连通于外鞘12的内部。导管10可以定期地通过出入口21用盐水予以中洗。冲洗液可以在外鞘与内鞘之间通行。出入口也供从事药物疗法之用。冲洗导管可防止生物流体，诸如血液，积聚在导管10之内。空心人体组织结构，诸如一根血管的治疗区域可以用一种诸如盐水的液体或一种介电液体予以冲洗，以便从血管的治疗区域中排空血液而防止形成凝块或血栓。介电液体可以把不想要的热效应从治疗区域上排除到最低限度。介电液体可防止RF能量流从血管管壁上流开。

在一项实施例中，导管10包括一腔道，起始于外鞘12的远端并基本上沿着外鞘12的轴线伸展，然后终止在把柄16的导引钢丝出入口20处。一导引钢丝可以穿过导管10的腔道引入，用于导引导管到所需的治疗部分。在导管的尺寸定得要治疗较小血管的地方，导管的外径可以不考虑外鞘12与内鞘28之间的液体冲流。不过，在这样一项实施例中，可以通过用于导引钢丝的腔道引入冲洗液体。

现在参看图2、2a、3、4、4a和5，外鞘12包括一外壳44和一端部46。为了在导管10被操纵而穿过血管时为导管10形成一无损伤的端头，端部46最好是在其远端处向内渐缩或呈“鼻锥”状。不过，端部46可以具有其他有助于导管10在一导引钢丝外面和穿过血脉系统之中的弯曲段的通行。鼻锥状的端部46比如可以用一种具有一较小硬度的，诸如70肖尔A(70ShoreA)的聚合物制成。外壳44是一种生物适应性材料，具有较低的摩擦系数。在一种结构中，外鞘12的尺寸定得可装在一血管腔道之内并比如可以在5与9弗伦奇(French)之间，对应于一在1．7毫米(0．07英寸)与3．0毫米(1．2英寸)之间的直径，或者可以是其他适当的尺寸。

电极装置24装有多个引线，包括绝缘的各主引线30和在某些实施例中的一辅引线31。最好是，各引线连接于电源22(图1)，以致各引线的极性可随需要而变换。另外，一微处理机控制器可以用来变换极性，以及控制电极装置电力的其他特征。因而电极装置可以工作在或是一双极或是一单极的状态下。当相邻的各主引线30具有相反的极性时，电极装置24作为一双极电极装置工作。当各主引线30带共同极性时，电极装置24可以作为一单极电极装置工作。当各主引线30带共同电荷而一个辅引线31具有一相反的极性时，电极装置24作为一双极电极装置工作。图2和3所示本发明的实施例中，描述了一种电极装置24，具有四个主引线30和一个辅引线31，而图4和5中所示本发明的实施例描述了一种电极装置24，只具有四个主引线。本发明不限于四个主引线30；在其他实施例中也可以使用或多一些或少一些的引线。引线的数量可以取决于有待治疗的空心人体组织结构的尺寸或直径。相反的各电极应当彼此保持在一定的距离之内。较大的血管可能需要较多的主引线以确保适当的电流密度和正当的热量分布。

每一引线30、31上的绝缘层可以在远端32、33处除去以露出导电金属丝。在示于图2、2a和3的第一结构中，电极34具有半球形。在一第二结构中，电极可以具有或是一大体上的球形，或是一小勺形。如图4、4a和5中所示，各电极具有一小勺形，可以组合起来而形成一球形或其他形状，以便当血管瘪下时尽量减小电极的外廓。各电极34或是在远端32处钎焊起来制成一体，或是另外制成于每一主引线30的远端部。应当理解，当远端部32作为一电极被提及时，这并不限于电极34在远端部32处被制成一体的场合。比如，远端可以施加能量给周围的组织，那里有一电极在远端部处被制成一体，或那里一电极单独地钎焊于远端，或那里有另一能量发送装置，设置在远端部处。电极34一般具有的直径大于主引线30的直径。比如，主引线30具有的直径可在从0．18毫米(0．007英寸)到0．28毫米(0．011英寸)的范围之内，而电极34具有的直径从0．36毫米(0．014英寸)到0．51毫米(0．020英寸)。各主引线30和各电极34最好是由一种诸如不锈钢这样的生物适应性材料制成。围绕各主引线30的绝缘层大体上具有在0．03毫米(0．001英寸)与0．06毫米(0．0025英寸)之间的厚度，导致一组合的引线-绝缘层直径在0．23毫米(0．009英寸)与0．41毫米(0．016英寸)之间。在如图2和3中所示的另一结构中，每一主引线30是带条状的，宽度从0．76毫米(0．03英寸)到1．0毫米(0．04英寸)和厚度大致是0．13毫米(0．005英寸)，而辅引线31一般是管状的。应当指出，这些尺寸是为例证目的而提供的，并不作为限制。一半球形电极34成形在远端部处，比如通过结下一1／16(1．6毫米)直径的、钎焊于主引线30远端部32的圆球。各电极也可以通过从导电引线模压出所需的形状或形态而制作出来。电极与引线是一体的，而引线的余下部分是绝缘的。辅引线31的远端部33最好是包括一大体上成形为球状的电极35。

一对正装置36把各引线30、31排列成只在它们的各近端部处安装于导管，并在对正装置之内和在远离此装置处在各引线之间保持分隔。各引线装在对正装置上时可构成一些悬臂元件。对正装置36的一最佳结构包括多个偏离中心、沿轴向对齐的腔道38，相对于对正装置36的轴线基本上对称地设置。对正装置36比如是通过穿越由诸如聚酰胺的介电材料构成的一实心圆柱挤制出多个沿轴向对齐的腔道38而制成的。每一引线30通过一单独的偏离中心的腔道38并从对正装置36的后部出去。对正装置36还可以包括可以对中于轴线的一中心腔道48。在一些实施例中，中心腔道48用于容放一导引钢丝或用于在施用RF能量期间发送或灌注医用和冷却溶液到治疗区域。在其他一些实施例中，中心腔道48可以用于辅引线31。对正装置36还可以另外包括一辅助腔道47，用于一些附加引线，诸如用作一温度传感器的一热电偶的各引线。对正装置36是一种介电材料，以防止各引线30、31可能彼此具有的和如果存在导引钢丝而与之具有的任何耦联作用或使之最小。对正装置的长度在一项实施例中是，比如，12．5毫米(0．5英寸)到19．0毫米(0．75英寸)。不过，这些尺寸提出来用于例证目的而非作为限制。

在示于图2、2a和3中的本发明实施例中，内鞘28装接于对正装置36并伸出对正装置的后部37之外。最好是，内鞘28完全围绕对正装置36的外壁并由粘接剂或加压配合或以其他方式装于外壁，以致它相对于内鞘保持在一固定位置上。内鞘和对正装置可以作为一内件相对于外鞘活动。内鞘28是一种带有较低摩擦系数的生物适应性材料。内鞘28为各引线30、31与电气接头18之间的相互连接提供了一条通道(图1)。这种相互连接可以以几种方式中的任一种方式出现。各引线30、31本身可以是连续的并伸延内鞘28的整个长度。在一可代换方案(未画出)中，带正电的各引线30、31可以耦联于装放在内鞘28之内的一共同的带正电的导体。同样，带负电的各引线30、31可以耦联于一共同的负导体。最好是，各引线30、31连接于一导体，供各引线变换极性之用。此导体比如可以是一带有聚氨基甲酸乙酯敷层的36号铜线。这种连接可以出现在内鞘28之内的任何位置处。为了减少装放在导管之中的导线数量，最好是在各引线30、31离开对正装置36后部37的地方连接各引线。为了更加增大电极装置24的稳定性，最好是粘合材料40在对正装置36的前端处围住各引线30、31。在此实施例中，各引线30、31在外鞘12向后缩回而越过对正装置36时穿过远端孔口14伸出。向内渐缩的端部46会影响外鞘12的缩回活动而防止对正装置36外露。

图3表明处在缩回位置上的各引线30、31，此时所有的引线都在鼻锥形端部46和外壳44之内。对正装置36已经相对于外壳44作了移动。实现的鼻锥部当导管被操纵而穿过曲折的血管系统时形成一无损伤的端部。在辅引线31远端处的电极的尺寸可以定得与制成在鼻锥部46上的开孔的尺寸大致一样，鼻锥部当对正装置缩回导管外鞘之内时与辅引线的电极一起形成一关闭的无损伤端部。这样，即使在鼻锥部不是由一种具有较低硬度的材料制成的场合下，也可提供一无损伤的端部。

现在参看图4和5，在另一实施例中，对正装置36装接于外鞘12并因而相对于它保持不动。内鞘28可移动地设置在对正装置36的后部处并再次为各主引线30与电气接头18(图1)之间的相互连接提供了一条通道。在一些实施例中，内鞘28包含一导引钢丝管筒49，伸延内鞘的整个长度。导引钢丝管筒49在一端处对中而连通于对正装置36的中心腔道48并在另一端处连通于导引钢丝出入口20(图1)。各主引线30可以是连续的并伸延内鞘28的整个长度或它们可以连接于前述的各共同引线。各主引线30固紧于内鞘28的前端27，比如用一种封装材料50这样作，以致内鞘28的移动导致各主引线30穿过对正装置36各腔道38的相应移动。在此实施例中，各主引线30不固紧于对正装置36并基本上是在轴向上自由浮动的引线。各主引线30随着内鞘28的前端朝向对正装置36的后部37移动而穿行对正装置36并穿出远端孔口14。

在以上各实施例中，各主引线30制成比如弧形的或弯曲的，以便彼此挪开而避免接触。各引线30的“远段”是引线当各引线完全伸过远端孔口14时从对正装置36的前端伸出的那一段。最好是，各远段42制成得相对于对正装置36的轴线彼此沿径向向外移动并形成一对称配置。这一点表明在图2a和图4a两项实施例之中。各主引线30中的弧形或弯曲程度可以是任何足以在各引线通过远端孔口14穿过外鞘12时使各引线沿径向扩张的程度。重要的是，弧形或弯曲的程度要足以提供充分的力量，以致各主引线30可推开血液而扩张和各电极34与血管壁部相触合。各电极最好是部分地嵌入血管壁部以保证完全接触。电极的圆面部分嵌入血管壁部以达到表面完全触合，即使电极的整个未绝缘表面区域接触于血管组织作有效的电流分布。各电极接触于血管壁部的表面区域最好是足以避免可能导致血管组织局部加热的高电流密度。加热效应最好是沿着血管的一周向环带分布开来。各汇拢的电极沿着血管周边应当彼此间隔不大于4或5毫米。因而，电极配置与受治疗的血管的尺寸或直径相关。各主引线30的其他性质，诸如引线形状和绝缘层厚度，都会影响引线的推力，而弧形和弯曲的程度必须调节以补偿这些因素。比如，电极装置24的一种结构中，一根钢丝，其直径在0．18毫米(0．007英寸)与0．28毫米(0．011英寸)之间，而总绝缘层厚度在0．05毫米(0．002英寸)与0．13毫米(0．005英寸)之间，弯成一锐角以形成与人体组织结构的充分触合。应当理解，这些尺寸是为例证目的而提出的，并不作为限制。

可能有其他一些方法，用于一当各引线从导管的工作端伸出就使各引线向外扩张。比如，各引线可以是直的，但以某一斜角安装在对正装置上，以致它们通常是指向外方的。

为增大触合力量，最好是，各主引线30是带条状的，即截面是矩形的，比如尺寸是：宽度从0．76毫米(0．30英寸)到1．0毫米(0．039英寸)，以及厚度大致是0．13毫米(0．005英寸)。矩形截面在宽度尺寸上增大了弯曲抗力，但在厚度尺寸上允许比较自由的弯曲。各主引线30的带条状形态示于图2、2a和3之中并在允许径向的必要弯曲的同时保证了侧向稳定性提高。在图2、2a和3中，每一主引线具有一矩形截面，相对于导管安装得致使矩形截面的较薄尺寸对准于引线的扩张方面，各引线在向外扩张时较少可能向侧面弯曲，而在各引线之间更加确保了一致的间隔。一致的间隔会促进血管组织周围的均匀加热，此组织在各引线的远端部处触合于各电极。

各引线30远段的长度也影响电极装置24的结构。两个相互对置的电极34之间的最大距离，亦即，电极装置24的有效直径受远段42的弯曲程度和长度影响。远段42的长度越大，电极装置的直径也越大。于是，通过改变远段42长度和弧形或弯曲程度，导管10可以设计得用于不同尺寸的人体组织结构。

导管可以采用不同数量的引线30、31。引线30、31的数量受限于对正装置36的直径和可以贯穿对正装置的腔道36、38、47的数量。在一种双极结构中，最好是一偶数主引线30可供使用以构成多个相异带电的电极对。与人体组织结构触合人体组织结构的各电极应当彼此保持在一定距离之内。在一种单极结构中，可以有任何数量的相同带电的引线30。在单极模式中，RF能量通过人体组织的分布是以如下方式获得的，即在组织以外的某处设置一返回装置，诸如一较大的金属衬垫，为通过组织的电流造成一返回通路。

现在再参看图1，一致动器25可控制电极装置24的伸出远端孔口14。致动器25可以采取一开关、杠杆、带螺纹的控制旋钮，或者其他适当的机构，并且最好是在可能情况下是能够为外鞘12或内鞘28的移动提供精细控制的一种。在本发明的一项实施例中，致动器25(图1)连接于外鞘12(图2、2a和3)以相对于内鞘28前后移动外鞘。在另一实施例中，致动器25(图1)连接于内鞘28(图4、4a和5)以相对于外鞘12前后移动内鞘。外鞘与内鞘之间的相对位置因而得到控制，但也可以采用其他控制方法。

再次参看图2、2a、3、4、4a和5，导管10包括一温度传感器26，诸如一热电偶。温度传感器26在一电极34上安装就位，以致传感器26几乎或基本上齐平于电极34的外露表面。传感器26在各图中画作从各电极中突出只是为了图示清晰。传感器26可检测人体组织与电极外露表面触合的那部分的温度。监测人体组织的温度可提供关于组织收缩何时准备开始的良好指示。安放在面对人体组织的电极上的一温度传感器26可提供关于收缩何时发生(70℃或更高)和相当大量的热诱发凝块何时可能开始在电极上形成的指示。因此，保持温度在70度摄氏以上会造成人体组织结构的治疗性收缩。从各电极34施加RF能量，在受到监测的温度达到或超过由操作者选定的规定温度-一般是人体组织开始烧灼的温度-的时候，予以停止或减少。温度传感器26通过一对传感器引线45连接于控制器23(图1)，一对引线45最好是穿过辅助腔道47，而后穿过内鞘28。来自温度传感器26的信号提供给控制器23，后者按照所选定的温度准则和监测到的温度控制供向各电极34的RF能量大小。其他一些技术，诸如阻抗监测以及超声脉冲回音，可以用在一种自动系统之中，后者当检测出充分的血管收缩时并为了避免血管过热，会关断或调节从各电极到血管截面的RF能量的施用。阻抗可以用来检测凝块形成的开始。

现在参看图6、6a和7a到7c，在导管10的一项实施例的运作中，导管被插入一空心人体组织结构，诸如一血管52。此导管类似于关于图2和3所述的实施例。导管10还包括一表鞘60，一种液体可以通过它发送到治疗部位。在此实施例中，液体出入口(未画出)连通于表鞘60的内部，而液体是从表鞘60与外鞘12之间发送的。表鞘60围绕外鞘12以形成一同轴线的槽道，通过此槽道可以灌注液体。

荧光检查、超声、一种血管成像技术，或者其他技术可以用来指引导管的特定安置和核定在血管中的位置。致动器(未画出)然后予以操作。以便通过或是向后缩回外鞘12或是向前推进内鞘28而使外鞘相对于内鞘移动，把各引线30、31穿过远端孔口14外露出来。随着各引线30、31从远端孔口14中出来，各主引线30相对于对正装置36的轴线沿径向向外扩张，而辅引线31基本上保持为直线形。各主引线30继续向外移动，直至与血管壁部54发生触合和各主引线30的向外移动受阻为止。各主引线30沿着血管壁部的一大体上周向的带环接触于血管。各主引线30的这种向外的移动基本上以对称方式出现。结果，各主引线电极34基本上沿着血管壁部的周向带环均匀地间隔开来。中心引线电极35悬置在血管52里面而不接触血管壁部54。

当各电极34设置在血管的治疗部位处时，启动能源22以供给适当的RF能量。一种适当的频率是510千赫。一项用以选定有待施加的能量频率的准则是所需对于包括深度在内的血管组织中热效应范围的控制。另一项准则是与用于消除热电偶信号中RF噪音的滤过电路的相容性。

在双极运作中，各主引线30起动的带电情况是，相邻引线是相反带电的，而辅引线是电气上中性的。这些多对相反带电的引线30形成各活性电极对以在其间生成一RF场。因而，各离散的RF场沿着血管壁部54的周向带环建立起来。由于相反极性的相邻电极34在彼此之间生成各RF场，这些离散场沿着血管壁部54的整个周向带环形成一对称的RF场型。一种均匀的温度分布可以沿着正被治疗的血管壁部获得。

RF能量在相邻的血管组织转换为热量，而热效应会使血管组织收缩，减少了血管的直径。沿着正被治疗的血管壁部的一种均匀的温度分布可避免在治疗区域内形成各热点，同时可促进血管直径方面受控的均匀减小。热效应会造成血管中胶原纤维的结构变形。胶原纤维回应于出自热效应的热量而缩短并截面变粗。如图7a中所示，能量可导致血管壁部54围绕各主引线电极34瘪下。壁部54继续瘪下，直至进一步瘪下由各电极34阻止为止。各电极由收缩着的血管壁部越来越压紧在一起，直至它们触及并在此时壁部54的进一步瘪下或结扎受阻为止。一当血管壁部54围绕各主引线电极34瘪下，各主引线电极的极性则被变换，以致所有主引线电极都是相同带电的。各引线极性的变换不需要是邻间的。RF能量的施加可以停下，变换极性，而后再在极性已变换的情况下施加RF能量。辅引线电极35然后使之带电，以致其极性与各主引线电极34的相反。RF场建立在各主引线电极34与辅引线电极35之间。

导管10然后拉拽回来，而能量施加于电极装置。如图7b中所示，当导管10被拉拽回来时，各主引线电极34保留与血管壁部54触合，同时辅引线电极35接触于血管壁部早先由各主引线电极34使之瘪下那部分。因此，RF能量在各主引线电极34与辅引线电极35之间穿过血管壁部35，而血管壁部随着导管10的被缩回继续围绕辅引线电线瘪下。如图7c中所示，按照这一方法的结扎造成了沿着一段血管52闭合的。一长段闭合，与一急剧闭合相反，较为强固并较为不易受重新造管的影响。

当具有主和辅引线二者的导管10以单极方式运作时，可以获得类似的结果。在单极运作中，辅引线电极35保留为中性的，而各主引线30是相同带电的并结合一独立的电气装置发挥作用，后者诸如一安放得从外部接触身体的大型低阻抗返回衬垫(未画出)以构成一系列离散RF场。这些RF场围绕血管周边基本上是均匀地间隔开来的并沿着血管壁部的轴向长度行走，导致血管壁部围绕各主引线电极瘪下，一当血管壁部瘪下，辅引线电极带电以具有与各主引线电极的同样的极性。电极装置缩回而血管壁部如在双极运作中所述那样瘪下。

在或者双极或是单极运作中，施加RF能量基本上是通过血管壁部对称分布的，无论血管52的直径如何。RF能量的这种对称分布增大了收缩的预测性和均匀性以及闭合的强度。其次，能量的均匀分布为施加RF能量延续时间较短创造了条件并借以减少或避免了在各电极34上形成热诱发的凝块。各引线，包括电极的非凸出的外部，都予以绝缘以进一步阻止周围血液的热量。

在RF加热接受治疗的血管之前和期间，可以通过一条制成在表鞘60与外鞘12之间的同轴线槽道发送液体。发送的液体从血液中置换或放出血液，以便避免血液受热和凝块。在RF治疗期间可以继续发送液体以防血液回流至治疗部位。发放一种介电液体可增大周围的阻抗，以致RF能量被引入血管壁部的组织之中。

现在参看图8、8a、9a和9b，它们表明可以连同一导引钢丝53一起使用的导管另一实施例的运作。如同前一实施例中那样，导管10被插入一空心人体组织结构，诸如一根血管52之中。导引钢丝53前行而通过需要施加能量的地点。导管10然后通过腔道48和导引钢丝管筒49(图4)嵌套在导引钢丝53上，并套住导引钢丝前行而通过血管达到所需的地点。导引钢丝53一般在RF能量施加于电极装置24之前拉拽回来或者予以撤掉。

然后操纵致动器25(图1)，或是向后缩回外鞘12，或是向前推进内鞘，以便各引线30通过远端孔口14外露出来。各引线30从远端孔口14出来并相对于对正装置36的轴线沿径向向外扩张。各引线30继续向外移动，直至与血管壁部54发生触合为止。各引线30沿着血管壁部54的一大体上周向的带环接触于血管。各引线的这种向外移动基本上以对称的方式出现。结果，各电极34基本上沿着血管壁部54的周向带环均匀地间隔开来。另外，各电极可以以错开方式间隔开来，以致各电极不会沿着同一平面放置。比如，相邻的电极可以从导管伸出不同的长度，以致当各电极朝向彼此屈曲时获得一个较小的截面轮廓。

当各电极34设置在血管的治疗部位处时，电源22被启动，以便向各电极34提供适当的RF能量，以致导管10，一如前述，或是以双极或是以单极方式运作。如图9a和9b中所示，能量导致血管壁部54围绕各电极34瘪下，导致各引线基本上抻直和各电极彼此聚拢。壁部54继续瘪下，直至进一步的瘪下受到各电极34的阻止为止(图9b)。在这一地点处可以停止施加能量。各电极可以设计成在已经一起屈曲时构成一轮廓缩小了的形状。各电极还可以设计成和绝缘得在由于血管壁部的瘪下而构成一轮廓缩小了的形状之后可继续施加RF能量。导管10可以拉拽回来以结扎相邻的血管分段。如果包含一温度传感器26，能量的施加可以在完全瘪下以前停止，只要血管组织的温度升高到由控制器23所限定的一可接收的水平之上。

在导管包括一液体发送腔道(未画出)的场合，液体可以在RF加热接受治疗的血管之前和期间予以发送。液体可以从血管中的治疗区域置换血液以避免血液凝块。液体可以是一种介电媒质。液体可以包括一种抗凝剂，诸如肝磷酯，可以阻止在治疗部位处的血液凝块。

在完成对于一选定血管分段的处置之后，致动机构使各主引线返回到外鞘12的内部。或是外鞘或是内鞘被移动以改变两器件彼此的相对位置。一当各引线30在外鞘12之内，导管10可以移动到另一血管分段，在那里重复结扎过程。在治疗了所有血管部位之后，导管10从血管中撤出。进出血管的部位然后缝合封闭，或者施加局部压力直至流血得到控制。

导管的另一实施例示于图10。内件或鞘28装放在外鞘12之内。内鞘最好是由一种聚合物制成，诸如聚酰亚胺、聚乙烯或耐纶，并可以走行导管的整个长度。大部分导管应当是挠性的，以便通行血管系统的曲折路径。一种具有喇叭状远端33和圆截面形状的衬筒套接在内鞘28的远端上。此衬筒最好是长度不超过大约二到三厘米。此衬筒起到部分导电辅引线31的作用。一未绝缘的导电圆球35套装在衬筒上。衬筒的喇叭状远端可防止电极圆球移动到衬筒的远端以外。圆球永久性地固定于衬筒，诸如通过把圆球的前面和后面都钎焊在衬筒上。球形电极35的大部分或整个表面保留为未绝缘的。衬筒的其余部分最好是绝缘的，以致球形远端能够用作电极。比如，衬筒可以覆盖一种绝缘材料，诸如一聚对苯二甲基涂层。衬筒的内部腔道由内鞘28作衬，后者用粘接剂，诸如环氧树脂，粘附于衬筒的喇叭状远端。

围绕辅引线31和球形电极35的是多个主引线30，它们最好是具有扁平的矩形带条形状并用作各臂杆。如图11中所示，这多个主引线最好是连接于共同的各导电圆环62。这一结构可保持住多个主引线的位置，同时减少内部电气接头的数量。各圆环62装接于内鞘28。各圆环和各主引线相对于外鞘的位置顺随内鞘的位置。一如早先所述，辅引线31的衬筒也装接于内鞘28。可以使用两个分别的圆环，以致各不同主引线的极性可以分别控制。比如，相邻的主引线可以连接于两个分别的导电圆环之一，以致相邻的引线可予以变换以具有或是相反的极性或是相同的极性。各圆环最好是，彼此间隔很近，但沿着内鞘彼此保持电绝缘。各圆环和衬筒二者都联接于内鞘，而连接于各圆环的各主引线30与辅引线一起移动，同时彼此保持电绝缘。环氧树脂或另一种适当的粘接剂可以用以把各圆环装接于内鞘。出来各相应圆环的各主引线沿着内鞘的周边彼此交替。沿着各引线底面的绝缘层可防止各圆环之间的电气短路。

圆环和各主引线装接在一起以用作各悬臂件，此时圆环构成底座，而矩形的各主引线用作悬臂件臂杆。各引线30连接于圆环并制成得具有一弧形或弯曲段，以致各引线用作各臂杆，趋向于离开导管向外和朝向周围的血管组织弹出。沿着各引线和各圆环的底面绝缘可防止各引线与对置各圆环之间不指望有的电气耦联。另外，各引起做成直线的并倾斜地连接于圆环，以致各引线趋向于从圆环扩张或沿径向向外弹出。各引线以之装接于圆环的倾斜角度应当足以迫使各主远端和各电极34穿过血液触合于血管壁部。各主引线30的其他性质，诸如引线形状和绝缘层厚度，会影响引线的推力，而弧形或弯曲的程度必须予以调节以补偿这些因素。各引线30的矩形截面可使侧向上的稳定性增大，同时允许径向上必要的弯曲。各引线30当向外扩张时不大可能向侧面弯曲，比较能够保证各引线之间的均匀间隔。各引线30与各远端之间的均匀间隔可促进血管周围由各电极34均匀加热。

各主引线30的远端未予绝缘，用作具有勺状或半球形的各电极34。各引线可以冲压出来而在引线远端处造成一整体成形的电极。远端电极34的未绝缘外部，与人体组织结构的壁部相触合，最好是圆整和凸出的。远端的平直或非凸出的内部予以绝缘以使任何不指望有的热效应达到最小，诸如在一血管中的周围血液上的热效应。远端各电极34设计成，当各远端被迫压向内鞘12时，如图10a中所示，各远端综合起来以形成一基本上的球形，其轮廓小于在辅助远端处的球形电极35的轮廓。

外鞘12可以滑套在各主和辅引线30、31上并将其围绕。外鞘12包括一孔口，尺寸定得具有大致上与在辅助远端处的球形电极35一样的大小。在辅助远端处的电极35与外鞘12的孔口之间达到了一种紧密或滑动配合。这种结构为导管提供了无损伤端头。电极35辅助远端最好是稍大于孔口。外鞘12的内径大致上与各综合的主要远端电极34的归并外廓相同。各综合的主要远端电极34的归并外廓最好是小于外鞘的内径。

一液体出入口(未画出)可连通于外鞘11的内部，以致液体可灌注在外鞘12与内鞘28之间。另外，一液体出入口可连通于衬筒中的一中心腔道48，后者也可容纳一导引钢丝。如前所述，导管10可以定期用盐水中洗，防止在导管10之内积累生物液体，诸如血液。一导引钢丝可穿过腔道48，用于导引导管到所需的治疗部位。如前所述，也可以通过腔道灌注或发送一种液体。如果不需要中心腔道，衬筒的此腔道可以焊钎填满。

最好是，各主引线30和各连接圆环连接于一电源22，以致各引线的极性可以随需要予以变换。这一点为电极装置24在或是双极或是单极结构中运作创造了条件。当相邻主引线30具有相反极性时，可以得到双极电极运作。当各主引线30是相同带电时，可以结合一安放得接触于病人的一较大的返回电极衬垫得到单极电极运作。当各主引线30是相同带电的，而一辅引线31具有一相反极性时，可以得到双极电极运作。可以使用较多或较少的引线。各引线的数量可以取决于有待治疗的空心人体组织结构的尺寸或直径。

虽然并未画出，但应当理解，导管10可以包括一温度传感器，诸如一热电偶，在远端或电极34上安装就位，以致此传感器齐平于电极34的外露表面。此传感器可检测触合于外露的电极表面的、人体组织结构的那部分的温度。从各电极34之施加RF能量，在监测到的温度达到或超过由操作者选定的规定温度，诸如人体组织结构开始被烧灼之所在温度时，被停止或被减少。其他技术，诸如阻抗监测和超声脉冲回声，可以用在一种自动系统之中，当血管的充分收缩被检测出来时关断或调节从各电极向血管分段施加RF能量。

现在参看图12到14，在导管10的一项实施例的运作之中，导管被插进一空心的人体组织结构，诸如一根血管。荧光检查、超声、一种血管成像技术，或者另一技术可以用来指引和核定导管在血管之中的特定安置。致动器然后予以操作，以便缩回外鞘12而露出各引线30、31。由于外鞘不再限制各引线，各主引线30相对于由外鞘确定的轴线向外移动，而辅引线31沿着由外鞘确定的轴线基本上保持直线。各主引线30继续向外移动，直至各主引线的远端电极安放得与血管壁部54发生触合和各主引的向外移动受阻为止。各主引线沿着血管壁部的一大体上周向的带环接触于血管。各主引线30的这种向外的移动基本上以对称方式出现，以致各主远端电极34基本上均匀地间隔开来。中心引线电极35悬置在血管里面而不接触血管壁部54。

当各电极34设置在血管的治疗部位处时，启动电源22以供给适当的RF能量。在双极运作中，各主引线30起初被充电以致相邻引线是相反带电的，而辅引线是电气上中性的。这些多对相反带电的引线30形成各活性电极对以在其间生成一RF场，并沿着血管壁部的一周向带环形成一对称RF场型以沿着被治疗的血管壁部获得均匀的温度分布。

RF能量可造成热效应，导致血管组织收缩，减小了血管直径。如图13中所示，电能量可导致血管壁部54瘪下，直至进一步的瘪下受到各电极34的阻止为止。各电极被收缩着的血管壁部压紧在一起。各电极34被压紧在一起以采取一归并的外廓形状，此形状足够小，以致血管有效地被结扎起来。一当血管壁部54围绕各主引线电极34瘪下，各主引线电极34的极性被变换，以致所有的主引线电极是相同带电的。辅引线电极35而后予以充电，以致其极性与各主引线电极34的相反。在各主电极34和辅电极35的间隔彼此充分接近的场合下，当血管壁部围绕各主引线电极瘪下时，在辅引线远端处电极也可能接触于血管壁部的一部分，以致一RF场形成在各主电极34与辅电极35之间。

导管10被拉拽回来以确保各引线远端处的电极之间的触合。当导管10正在被拉拽回来时，各主引线电极34保持与血管壁部54触合，同时辅引线电极35接触于先前由各主引线电极34使之瘪下的那部分血管壁部。RF能量穿过各主引线电极34与辅引线电极35之间的血管组织。当导管正被缩回时，结扎造成一长段闭合，与一种急剧的局部闭合相比，较为强固并较为不易重新造管。

在单极运作中，辅引线电极35保持为中性的，而各主引线30是相同带电的并结合一独立的电气装置，诸如一安放得从外部接触于身体的一较大的低阻抗返回衬垫(未画出)，一起发挥作用以形成围绕血管的周边基本上均匀间隔开来的各RF场。由沿着血管壁部轴向长度的这些RF场产生的热效应可导致血管壁部围绕各主引线电极瘪下。一当血管壁部瘪下，辅引线电极受到充电以具有与各主引线电极相同的极性。电极装置一如在双极运作中所述的那样被缩回。

在或是双极或是单极运作中，RF能量的施加基本上是通过血管壁部对称分布的。如前所述，各电极应当沿着血管的周边不大于4或5毫米地间隔开来，这就为一种设计出来的电极导管确定了目标血管直径。在各电极基本上均匀地间隔在一种基本上对称的配置之中，以及保持住各电极之间的间距的场合下，RF能量的对称分布增大收缩的可予见性和均匀性，以及结扎的强度。

如图14中所示，在各电极34触合于血管壁部之后(图12)，并在能量被施加而结扎血管之前(图13)，一外部的止血带，诸如弹性压紧缠布或可充气的、带有一可透过超声的窗口的球胆，用以压紧人体，诸如一条腿，而围住组织以减小血管的直径。虽然由止血带施加的压紧力可以有效地结扎血管，或者由于压平血管而以另外方式闭合了血管，但对于某些血管来说，这种压紧力不能完全闭合血管。在此情况下，一固定直径的电极导管不会是有效的。各电极34，由于制成的各引线30使之向外扩展，可以适应这一情况。

血管直径的减小有助于予成形血管以准备血管被做成结扎状态。使用一外部的止血带也可使血管放血并迫使血液离开治疗部位。治疗期间血液的凝块可以用这种方法予以避免。能量从各电极施加于放过血的血管，而血管被做成直径充分减少而获得结扎。外部的止血带可以保持就位以促进愈合。

导管可以在施加RF能量期间拉拽回来以结扎一大段血管。这样作的时候，代之以在一单独位置处血管直径减小下来，一大段血管被加上来自导管的RF能量。以这种方式缩回导管会产生长段闭合，较为不易重新造管。主和辅电极的综合使用可有效地沿着一大段血管产生减小了的直径。导管可以在止血带正在紧密血管的同时，或者在止血带被除去之后，予以移动。

在导管包括一液体发送腔道的场合下，液体可以在RF能量施加于血管之前发送给血管。发送出去的液体从治疗部位推移血液以确保血液不会出现在治疗部位，即使在止血带压紧血管之后。

在止血带是一可充气球胆，带有可透过超声的窗口的场合下，一超声变换器用来监测由于正在充气的球胆所施加的压紧力而造成的血管压平或直径减小。此窗口可以由聚氨基甲酸乙酯，或者一块盛放在一聚氨基甲酸乙酯盒器中间的凝胶制成的。一种凝胶可以涂于窗口以促进由变换器从事的血管超声成像。通过窗口的超声显示使操作者可能寻找所需的血管治疗部位并确定何时血管作了有效的结扎或闭合。超声显示有助于监测并准备由来自各电极的RF能量所产生的热效应做成一种被结扎状态时血管的任何予成形。

对于所选定的一血管分段完成这一过程之后，致动器可导致各引线30返回到外鞘12的内部。一旦各引线30在外鞘12之内，导管10可以移动到另一血管分段，在该处重复结扎过程。

在另一实施例中，如图15中所示，一气囊64设置在导管上，并可以通过各出入口充气以闭合血管。充气过的气囊可阻断血液流动并可促进一种高阻抗液体注入血管，以便借助于把能量引入血管壁部而减少凝块的出现。在施加能量之前向气囊充气以闭合血管可免去使用止血带来闭合血管。其次，这样也可使得血管闭合，即使是深层血管，那里压紧止血带不能把血管压紧到闭合。应当理解，其他装置也可用以扩大导管的直径以造成一种闭合血管所不可越过的障碍。

液体61可以在使气囊64充气之后，和在通过形成于表鞘60与外鞘12之间的一同轴线槽道62来RF加热正被治疗的血管之前，予以发送。应当理解，另一腔道可以制成在导管之中以发送液体到治疗部位。比如，导引钢丝穿之而过的此腔道可以用于发送液体。发送出来的液体可以从血管的治疗部位推移和放出其余的血液，以便避免血液的加热和凝块。在RF治疗期间液体可继续发送以防止血液回流到治疗部位。发送一种高介电流体可增强周围的阻抗，以致RF能量被送入血管壁部的组织。由于能量被直送标的，亦即直送血管壁部而不是弥散在血液之中，所以使用能量较少。因此，血管壁部之达到所需的温度要较快于能量被允许达到血液处的那种情况，在这种情况下具有冷却作用。此外，采用这种作法可以避免血液凝结，因为血液已经由另一液体代换，诸如混有肝磷酯的去离子化后的水，以推移血液和防止血液凝块的形成。

此实施例的一局部剖视图示于图16之中，其中一充气鞘70围绕表鞘60以便为气囊64形成一同轴线的充气腔道72。充气腔道72流体连通于各出入口66。盐水或任何其他适当的液体可以用以使气囊充气。

如图17中所示，在一项实施例中，气囊64可以结合具有各电极的一些可弯曲构件或臂杆76一起使用，此时各灌注孔眼78制成在气囊64与可弯曲的各臂杆76之间的导管上面。在此实施例之中的气囊64是通过一气囊充气腔道72予以充气的。用于治疗血管的各可弯曲臂杆的使用在美国专利申请系列第08／610911号中有所说明一在此引入作为参考。各臂杆可以制作得可从导管沿径向向外回弹，然而并不随着血管直径被减小以便闭合而在朝向导管回移方面给予阻力。一种抗凝块剂或盐水或一种高阻抗液体可以通过导管上的各灌注孔眼78予以引入或注入。一如早先所述，高阻抗液体迫使血液离开血管治疗部位并防止能量弥散在一种诸如血液这样的、导电性较强的介质。

如图18中所示，在另一实施例中，一挠性的盖罩80裹在各电极34的引线30里面周围以防止血管中的血液流动。此盖罩80在各引线伸出开口时覆盖沿着导管周边成喇叭形的各引线之间的区域，以致网膜式的盖罩挡住血管之内的血液流动。盖罩可以想像作网膜或一把伞，把血液保持在离开各电极的一侧上。当各电极触合于血管壁部时，则各电极34与盖罩80之间的间隙，如果存在，应当予以消除或另外地使之最小。盖罩80应当是不透过液体的。适当的材料包括PET和耐纶。人造橡胶材料也是适当的，由于随着各引线的缩回它们将需要移近到一起，而且随着血管直径因施加能量而减小，对各引线移动的干扰最好是尽量地小。虽然此实施例只用各主引线予以说明，但应当理解，此实施例并不局限于此，而一辅引线也可以包含在导管之内而不影向盖罩的使用。由于带有前所阐明的气囊，盖罩在施加能量之前闭合血管，以致不再需要一外部的压紧止血带以中止血液流动。其次，这也可使即使深处的血管被闭合，此时一压紧止血带可能没有能力压紧血管而使之闭合。一种高阻抗液体，诸如去离子化的水，或者一种抗凝剂，诸如肝磷酯或盐水，或二者，或肝磷酯带去离子化的水，也可以通过各灌注孔眼78注入或灌注，而后施加能量。各电极穿过筒腔，后者也用作通过各灌注孔眼78被灌注的液体的一条通道。一种硬化液体也可以发送到血管治疗部位以加强出自RF能量施加的结扎效果。此硬化液体附加于或代替前述各种液体而予以添加。

在示于图19中的实施例中，一盖罩80，具有降落伞形状，可以取向得以致血液由盖罩的凹下部分予以捕集而血液的容积维持盖罩的展开。在此范例中，盖罩是一具有各开口84的气囊，各开口允许血液聚集在气囊之中并使气囊胀开。盖罩80可以永久性地装接于导管轴套。导管仍然可以沿着血管移动，即使气囊处在已充气状态。

在示于图20中的实施例中，盖罩80联接于一围绕导管轴套的外套管并连接于一致动机构或杠杆。外套管82可以沿着导管的纵向轴线滑动允许降落伞状盖罩80的一端沿着导管轴套在轴向移动。在插入导管期间，盖罩的可移动端从导管的连接端拉拽开来以相对于导管使盖罩塌瘪下来。在导管被送到血管治疗部位之后，套管朝向工作端滑动以展开盖罩，后者随后充满通过各开口84进入的血液，借以闭合血管。盖罩因充以血液而膨胀，而当盖罩接触到血管壁部时，就闭合了血管。液体，一如先前，可以或是通过各灌注孔眼78或是一条同轴线槽道予以注入。

在示于图21截面视图之中的实施例中，导管10包括一可胀开分段，具有沿着导管工作端的一部分设置的骨架90。骨架90比导管的周围轴套要柔软，可以用一种金属和高分子编织物制成。一挠性薄膜92蒙住骨架90，薄膜的两端装接于邻近骨架的导管轴套。薄膜最好是由一种人造橡胶材料制成。一如图22所示，当连接端的端头朝着导管的工作端移动时，反之亦然，骨架90变形并迫使薄膜92向外与血管壁部接触。此实施例不需要一单独的腔道以提供一种灌液体给气囊。骨架90最好是弹性的，以致它在一旦工作端和连接端不再推向彼此时返回到它的初始形状。用于把导管的连接端推向工作端以便扩大一导管的直径的各种机构也在美国专利申请系列编号08／610．911号中有所说明，此申请已引入作为参考。虽然可膨胀的分段可以脱开各电极的伸展而予以控制，但此可膨胀的分段也可以由同一机构使得极伸展而离开导管来加以控制。

上述各零部件的说明针对有待用于血管的一种导管，血管的尺寸范围是，直径从2毫米(0．08英寸)到13毫米(0．51英寸)。应当理解，这些尺寸不限制本发明的范畴，而只是例证性的。这些零部件的尺寸可予以改变以设计一种可以用于多种尺寸血管或其他人体组织结构的导管10。

虽然以上述及带正电的、带负电的，或一带正电导体或带负电导体，但这些用语都只是用于例证目的。这些用语一般意指涉及不同的电极电势而并不意指表明某一特定电压是正的或负的。其次，其他类型的能量，诸如来自光纤的光能可以用以在经受治疗的空心人体组织结构之中造成热效应。

虽然已经图示和说明了本发明的几种特定形式，但显然是，可以作出多种修改而不偏离本发明的精神和范畴。于是，不期望本发明除了受到所附各项权利要求之外的任何限制。

Claims (95)

1．一种从一能量源向一空心人体组织结构施加能量的装置，此装置包括：

一导管，具有一工作端，带有一远端头，其中制有一孔口；

多个引线，设置在工作端处，每一引线具有一带有一未绝缘的远端部的远段，每一引线在电气上连接于电源；

一个用于使各引线穿过远端头孔口的装置；以及

一个用于当各引线已经伸展时使各引线向外扩张的装置；

借此，各引线在伸出远端头孔口之后彼此移动开来并接触人体组织结构。

2．按照权利要求1所述的装置，其中各引线相对于工作端设置得致使各引线的远段在穿过远端头孔口之后彼此移动开来以形成基本上均匀地间隔开来的各远端部的一种基本上对称的配置。

3．按照权利要求2所述的装置，其中各引线相对于工作端设置得致使当各引线穿过远端头孔口之后，两相互对置的远端部之间的距离大于工作端的直径。

4．按照权利要求1所述的装置，其中每一引线的远端部包括一半球形，具有未绝缘的圆滑凸出表面，其中半球形的其余部分是绝缘的。

5．按照权利要求4所述的装置，其中各引线以一种悬臂式配置安装在工作端处。

6．按照权利要求1所述的装置，其中一伸展装置包括一导电圆环，而至少一个引线连接此圆环，以及此导电圆环连接于一电源。

7．按照权利要求7所述的装置，其中扩张装置包括一制成在每一引线中的弯曲段，以致每一引线趋于离开其他各引线而向外移动。

8．按照权利要求7所述的装置，其中扩张装置包括一为每一引线制有一小于90度的角度的弯曲段。

9．按照权利要求1所述的装置，其中每一引线包括一相对于导管安装的矩形截面，以致矩形截面的较薄尺寸对齐于引线的扩张方向。

10．按照权利要求1所述的装置，包括一辅引线，连接于伸展装置，此辅引线具有一远端部和一长度，后者致使辅引线的远端部伸过各引线的远端部，其中伸展装置使各引线和辅引线穿过远端头孔口。

11．按照权利要求10所述的装置，还包括一球形电极，安装在辅引线的远端部处。

12．按照权利要求10所述的装置，还包括一控制器，可控制电源对各引线和辅引线的输出。

其中控制器适于变换各引线远端部的电气极性到一相同的极性并变换辅引线的极性到一相反于各引线极性的极性。

13．按照权利要求10所述的装置，其中辅引线相对于各引线居于中心位置。

14．按照权利要求10所述的装置，其中辅引线包括一导引钢丝腔道，用于容放一导引钢丝。

15．按照权利要求1所述的装置，其中伸展装置包括：

一外鞘，安装在导管上，此外鞘是可移动的；以及

一对正装置，设置在外鞘内侧，此对正装置可保持各引线之间的间隔；

其中外鞘相对于对正装置的移动使各引线穿过孔口。

16．按照权利要求1所述的装置，其中伸展装置包括：

一外鞘，安装在导管上；

一对正装置，设置在外鞘的内侧，各引线安装在此对正装置上，以致对正装置可保持各引线之间的间隔；

一可移动的内鞘，各引线装接于它，此内鞘相对于外鞘是可移动的；

其中内鞘相对于外鞘的移动使各引线穿过孔口。

17．按照权利要求1所述的装置，还包括一切换器，连接于电源，其中各引线适于在电气上连接于电源，而各电源的极性由此切换器有选择地予以改变。

18．按照权利要求1所述的装置，还包括：

一控制器，可控制电源；以及

一温度传感器，安装于一引线的一远端部，此温度传感器可向控制器提供温度信号；

其中控制器可回应于来自温度传感器的信号而控制能源。

19．一种从一能量源向一空心人体组织结构施加能量的装置，此装置包括：

一导管，具有一工作端，带有一远端头，其中制有一孔口；

多个引线，设置在工作端处，每一引线具有一未绝缘的远端部，每一引线在电气上连接于电源和每一引线以一种悬臂式的配置在一近端部处安装于工作端；

一个用于使各引线穿过远端头孔口的装置；

其中每一引线包括一制成在此引线中的弯曲段，以致在各引线穿过孔口之后，各引线彼此移动开来而向外扩张以形成基本上均匀地间隔开来的各远端部的一种基本上对称的配置。

20．按照权利要求19所述的装置，此装置包括：

一导管，具有一工作端，带有一远端头，其中制有一孔口；

多个引线，设置在工作端处，每一导线具有一未绝缘的远端部，每一引线在电气上连接于电源，而且每一引线以一种悬臂式的配置在一近端部处安装于工作端；

一个用于使各引线穿过远端头孔口的装置；

其中每一引线包括一制成在引线中的弯曲段，以致在各引线穿过孔口之后，各引线彼此移动开来而向外扩张以形成基本上均匀地间隔开来的各远端部的一种基本上对称的配置。

21．按照权利要求19所述的装置，其中每一引线包括一电极，安装在其远端部处，此电极具有一半球形状。

22．按照权利要求19所述的装置，其中每一引线包括一电极，安装在其远端部处，此电极具有一球形。

23．按照权利要求19所述的装置，其中每一引线包括一矩形截面，相对于导管安装得致使矩形截面的较薄尺寸对齐于引线的扩张方向。

24．按照权利要求19所述的装置，还包括一辅引线，安装于工作端，此辅引线具有一远端部和一超过各引线的长度，伸展装置也用于使辅引线穿过远端头孔口。

25．按照权利要求23所述的装置，还包括一球形的电极，安装在辅引线的远端部处。

26．按照权利要求23所述的装置，还包括：

一控制器，可控制电源对各引线和辅引线的各电极的输出；

其中控制器适于变换各引线的远端部的电气极性到一相同的极性并变换辅引线的极性到一相反于各引线极性的极性。

27．按照权利要求23所述的装置，其中辅引线相对于各引线居于中心位置。

28．一种从一能量源向一空心的人体组织结构在此结构以内施加能量的方法，此方法包括以下各步骤：

送入空心的人体组织结构一导管，后者具有一工作端，以及多个设置在工作端处的各引线，每一引线具有一远端部，每一引线连接于能源；

从导管的工作端向外扩张各引线，其中各引线的远端部彼此移动开来并接触于人体组织结构；

从各引线的远端部向人体组织结构施加能量，直至人体组织结构瘪下为止。

29．按照权利要求27所述的方法，其中扩张各引线的步骤包括扩张各引线，以致各引线的远端部间隔开来致使各引线的远端部沿着空心的人体组织结构分开不大于5毫米。

30．按照权利要求27所述的方法，还包括使各引线穿过一制成在导管工作端之中的孔口的步骤，其中两个相互对置的远端部之间的矩离大于当各引线穿过远端头孔口时扩张各远端部的步骤中的工作端直径。

31．按照权利要求29所述的方法，其中各引线之间的间隔由一设置在导管的一外鞘内侧的对正装置予以保持；而且还包括相对于对正装置移动外鞘以使各引线伸出孔口的步骤。

32．按照权利要求29所述的方法，其中各引线之间的间隔由一设置在导管的一外鞘内侧的对正装置予以保持，而各引线装接于一内鞘；而且还包括相对于内鞘移动外鞘以使各引线穿过孔口的步骤。

33．按照权利要求29所述的方法，其中一辅引线安装于工作端，此辅引线具有一远端部和具有一长度，后者超过各引线的长度；而且其中伸展多个引线的步骤还包括使辅引线穿过远端头孔口的步骤。

34．按照权利要求32所述的方法，其中向人体组织结构施加能量的步骤包括以下各项：

控制能源，以致相邻的引线具有相反的极性，同时保持辅引线在电气上是中性的；

变换各引线的极性，以致它们在人体组织结构在围绕各引线瘪下时全都具有同样的极性；以及

控制能源，以致辅引线在变换各引线的极性以致它们具有同样的极性时具有相对于各引线的相反极性。

35．按照权利要求33所述的方法，还包括在人体组织结构中移动导管，同时继续向人体组织结构施加能量。

36．按照权利要求27所述的方法，其中送入一具有多个引线的导管到空心的人体组织结构里去的步骤是送入以一悬臂式的配置安装在工作端的多个引线的步骤。

37．按照权利要求27所述的方法，其中扩张各引线使之彼此离开的步骤是在每一引线中形成一弯曲段的步骤，弯曲段形成在离开其他各引线的方向上，以致每一引线趋向于从其他各引线移动开来。

38．按照权利要求27所述的方法，还包括以下各步骤；

检测一引线的远端部处的温度；

回应于在远端部处检测的温度来控制向各引线的能量施加。

39．按照权利要求27所述的方法，还包括在施加能量的步骤之前以液体灌注空心人体组织结构的步骤。

40．按照权利要求27所述的方法，还包括在施加能量的步骤之前压紧空心人体组织结构的步骤。

41．按照权利要求27所述的方法，还包括在扩张各引线的步骤之后压紧空心人体组织结构的步骤。

42．按照权利要求27所述的方法，还包括以下各步骤：

用一止血带压紧空心人体组织结构；以及

通过制成在止血带中的一超声窗口来监测空心的人体组织结构。

43．按照权利要求27所述的方法，还包括压紧空心人体组织结构以便把空心人体组织结构的直径减小到一用于结扎的所需直径的步骤，其中已扩张的各引线由于压紧了空心人体组织结构而朝向彼此移动。

44．按照权利要求27所述的方法，还包括在施加能量的步骤之前放出空心人体组织结构中血液的步骤。

45．按照权利要求43所述的方法，其中放出空心人体组织结构中血液的步骤包括发送液体以便从人体组织结构置换血液的步骤。

46．按照权利要求43所述的方法，其中放出空心人体组织结构中血液的步骤包括压紧空心人体组织组织的步骤。

47．一种用于发送能量以结扎一人体组织结构的装置，此装置包括：

一导管，具有一鞘、一工作端和一制成在此导管工作端处的开口；

一内件，设置在鞘内，以致内件和鞘能够彼此相对移动；

多个引线，每一引线具有一远端部，多个引线装接于内件，以致多个引线的远端部当鞘的位置在一个方向上相对于内件改变时伸出导管工作端处的开口，每一引线制成得在多个引线伸出开口时使远端部移动而离开由鞘所确定的一纵向轴线；

其中各引线的远端部设计得可发送能量到人体组织结构。

48．按照权利要求46所述的装置，还包括一致动机构，位于远离导管的工作端处，此致动机构联接于鞘和内件，以致一操作者可以手动地控制鞘和内件的彼此相对移动。

49．按照权利要求47所述的装置，其中致动机构联接于鞘，以致鞘相对于内件移动。

50．按照权利要求47所述的装置，其中致动机构联接于内件，以致内件相对于鞘移动。

51．按照权利要求46所述的装置，其中人体组织结构是一根血管，而各引线制成得具有充分的力量移动而触合血管壁部，而且制成的各引线不具有充分的强度可在能量由各引线的远端部予以施加时防止血管直径的减小。

52．按照权利要求46所述的装置，还包括一辅引线，具有一辅远端部，此辅引线装接于内件，以致辅引线的辅远端部当内件的位置在一个方向上相对于鞘改变时伸出导管工作端处的开口，其中各引线的远端部位于辅引线的辅远端部与内件之间。

53．按照权利要求51所述的装置，其中各引线在电气上连接于一电源，以致每一引线的极性可以变换。

54．按照权利要求51所述的装置，其中多个引线和辅引线在电气上连接于一电源，以致多个引线的极性可以与辅引线的极性无关地予以改变。

55．按照权利要求51所述的装置，其中多个引线和辅引线在电气上连接于一电源，其中多个引线的极性可以变换，以使各引线的相邻远端部或是具有同样的极性或是具有相反的极性，而辅引线的极性可以在具有某一极性与是中性的这二者之间变换。

56．按照权利要求51所述的装置，其中辅远端部包括一大体上的球形，具有的截面尺寸大致上等于导管工作端处开口的尺寸。

57．按照权利要求51所述的装置，其中各引线的远端部设计得制成一种形状，具有的截面尺寸当各远端部朝着由鞘所确定的纵向轴线移动时不大于辅远端部的尺寸。

58．按照权利要求51所述的装置，其中各引线的远端部设计得与辅引线相结合而制成一种形状，具有的截面尺寸当各远端部朝着由鞘所确定的纵向轴线移动时不大于辅远端部的尺寸。

59．按照权利要求51所述的装置，其中辅引线包括一辅腔道和一制成在辅远端部中的辅开口，以致此辅开口流体连通于此辅腔道。

60．按照权利要求58所述的装置，其中辅腔道设计得可接受一导引钢丝。

61．按照权利要求51所述的装置，其中各引线的远端部各自包括一未绝缘的圆滑凸出表面。

62．按照权利要求46所述的装置，其中一温度传感器设置在多个引线的至少一个远端部上。

63．按照权利要求46所述的装置，其中各引线的远端部配置得占有一垂直于由鞘所确定的纵向轴线的平面。

64．按照权利要求46所述的装置，其中各引线的远端部设计得当各远端部朝着由鞘所确定的纵向轴线移动时形成一大体上的球形。

65．按照权利要求46所述的装置，其中导管的工作端包括一端头，具有一柔软的，开口制成在此端头之中。

66．按照权利要求46所述的装置，其中各引线在电气上连接于一电源，以致每一引线的极性可以变换。

67．按照权利要求65所述的装置，其中各引线在电气上连接于一电源，以致每一引线的极性是同样的。

68．按照权利要求65所述的装置，其中各引线在电气上连接于一电源，以致所述多个引线的一第一引线的极性相反于其远端部相邻于第一引线的远端部的各引线。

69．按照权利要求46所述的装置，其中一圆环装接于内件，而多个引线的至少一个引线连接于此圆环。

70．按照权利要求68所述的装置，其中圆环是导电的并在电气上连接于一电源，以致一引线的远端部可以发送能量以结扎人体组织结构。

71．一种用于结扎一空心的人体组织结构的装置，包括：

一导管，具有一鞘和一工作端，其中一端头、一出入口和一开口设置在导管的工作端处，而此出入口流体连通于一腔道；

一气囊，设置在导管的工作端处，其中出入口设置在气囊与端头之间；

一内件，设置在鞘之内，以致内件和鞘能够彼此相对移动；

多个引线，每一引线具有一远端部，多个引线联接于内件，以致多个引线的远端部当鞘相对于内件移动时伸出导管工作端处的开口，每一引线制成为当多个引线伸出开口时使远端部移动而离开由鞘所确定的一纵向轴线。

其中每一引线的远端部能够向人体组织结构发送能量。

72．按照权利要求70所述的装置，其中人体组织结构是一根血管，而制成的各引线具有充分的力量移动而触合血管壁部，以及制成的各引线不具有充分的强度以防止当能量由各引线的远端部施加时血管直径的减小。

73．按照权利要求70所述的装置，还包括一辅引线，具有一辅远端部，此辅引线联接于内件，以致辅引线的辅远端部当内件相对于鞘移动时伸出导管工作端处的开口，其中各引线的远端部设置在辅引线的辅远端部与内部之间。

74．按照权利要求72所述的装置，其中各引线在电气上连接于一能源，以致每一引线的极性可以变换。

75．按照权利要求72所述的装置，其中多个引线和辅引线在电气上连接于一能源，以致各引线的极性可以与辅引线的极性无关地予以变换。

76．按照权利要求72所述的装置，其中多个引线和辅引线在电气上连接于一能源，其中各引线的极性可以变换，以便或是具有同样的极性或是各引线的相邻远端部具有相反的极性，而辅引线的极性可以在具有某一极性与是中性的这二者之间予以变换。

77．按照权利要求72所述的装置，其中气囊包括各开口，暴露于人体组织结构之中的液体，而这些开口允许液体从空心的人体组织结构流进气囊并使之膨胀。

78．一种用于结扎空心的人体组织结构的装置，包括：

一导管，具有一鞘和一工作端，其中一端头和一出入口设置在导管的工作端处，而此出入口流体连通于一腔道；

一气囊，设置在导管的工作端处，其中出入口设置在气囊与端头之间；

多个可弯曲的臂杆，每一臂杆具有一分段，其中各臂杆能够使分段移动而离开导管并朝向人体组织结构；

多个电极，其中至少一个电极设置在至少一个臂杆的分段上，以及

其中电极能够向人体组织结构发放能量。

79．按照权利要求77所述的装置，其中气囊包括各开口，暴露于人体组织结构之中的液体，而这些开口允许人体组织结构之中的液体流进气囊并使之膨胀。

80．按照权利要求77所述的装置，其中人体组织结构是一根血管，而制成的各引线具有充分的力量移动而触合血管壁部，以及制成的各引线不具有充分的强度以防止当能量由各引线的远端部施加时血管直径的减小。

81．按照权利要求77所述的装置，还包括至少一个孔眼，制成在导管的工作端之中，以允许通过此孔眼发送液体。

82．按照权利要求80所述的装置，其中液体具有高阻抗。

83．按照权利要求80所述的装置，其中液体包括肝磷酯和水。

84．一种用于结扎空心的人体组织结构的装置，包括：

一导管，具有一鞘、一工作端和一设置在导管工作端处的开口；

一内件，设置在鞘之内，以致内件和鞘能够彼此相对移动；

多个引线，每一引线具有一远端部，多个引线联接于内件，以致多个引线的远端部当内件相对于鞘移动时伸出导管工作端处的开口，每一引线制成得当多个引线伸出开口时可使远端部移动而离开由鞘所确定的一纵向轴线，每一引线的远端部能够向人体组织结构发送能量；

一挠性的不透过的盖罩，当各引线伸出开口时沿着导管周边罩住各引线之间的区域，以致此盖罩挡住空心人体组织结构之内的液流。

85．按照权利要求83所述的装置，还包括至少一个孔眼，制成在导管的工作端之中，以允许通过此孔眼发送液体。

86．按照权利要求84所述的装置，其中液体具有高阻抗。

87．按照权利要求84所述的装置，其中液体包括肝磷酯和水。

88．按照权利要求83所述的装置，其中人体组织结构是一根血管，而制成的各引线具有充分的力量移动而触合血管壁部，以及制成的各引线不具有充分的强度以防止当能量由各引线的远端部予以施加时血管直径的减小。

89．一种从一能源向一空心的人体组织结构在此结构以内施加能量的方法，此方法包括以下各步骤：

将一导管送入空心的人体组织结构，该导管具有一工作端，以及多个设置在工作端处的各引线每一引线具有一远端部，每一引线连接于能源；

通过扩张靠近各引线远端部的导管周边而堵住空心的人体组织结构；

从导管的工作端向外扩张各引线，其中各引线的远端部彼此移动开来并接触于人体组织结构；

从各引线的远端部向人体组织结构施加能量，直至人体组织结构瘪下为止。

90．按照权利要求88所述的方法，其中堵住空心的人体组织结构的步骤还包括充灌导管上的一气囊的步骤。

91．按照权利要求88所述的方法，还包括向空心的人体组织结构发送液体的步骤，以置换空心的人体组织中导管工作端附近出现的其他液体。

92．按照权利要求88所述的方法，还包括向空心的人体组织结构发送一种具有高阻抗值的液体的步骤，此高阻抗液体置换空心的人体组织结构中导管工作端附近出现的其他液体。

93．按照权利要求88所述的方法，还包括向空心的人体组织结构发送肝磷酯和一种具有高阻抗值的液体的步骤，肝磷酯和高阻抗液体置换空心的人体组织结构中导管工作端附近出现的其他液体。

94．按照权利要求88所述的方法，还包括向空心的人体组织结构发送肝磷酯和盐水的步骤，其中肝磷酯和盐水置换空心的人体结构中导管工作端附近出现的其他液体。

95．按照权利要求88所述的方法，其中空心的人体组织结构是一根血管，而制成的各引线在扩张步骤中具有充分的力量移动而触合血管壁部，以及制成的各引线不具有的强度以防止当能量由各引线的远端部予以施加时血管直径的减小。

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