热尖静脉治疗装置的制作方法

专利名称：热尖静脉治疗装置的制作方法
热尖静脉治疗装置相关申请的交叉引用本申请根据35U. S. C. 119要求2008年11月18日提交的、名称为“热尖静脉治疗装置”的美国临时专利申请No. 61/115，864和2009年7月24日提交的、名称为“热尖静脉治疗装置”的美国临时专利申请No. 61/228，298的优先权。这些临时申请在此全文引入作为参考。参考引入本说明书中提到的所有出版物和专利申请都在此引入作为参考，如同每一单独的出版物或专利申请特别地和分别地在此引入作为参考。
背景技术：
人下肢静脉系统基本由浅静脉系统和深静脉系统以及连接这两个系统的穿静脉组成。浅系统包括大隐静脉、小隐静脉和侧隐静脉系统。深静脉系统包括胫前静脉和胫后静脉，胫前静脉和胫后静脉联合起来形成胭静脉，胭静脉当与小隐静脉汇集时又成为股静脉。静脉系统包含大量的用于促使血液流回心脏的单向瓣。静脉瓣通常是二尖瓣，每个瓣叶形成血液的袋或存储器，它在压力下推动瓣叶的自由表面聚集在一起，以阻止血液逆向流动并且允许向心脏的前向流动。当闭锁不全的瓣处于通向足部的逆向流动的流动通路上时，因为瓣叶不能形成适当的封闭，所以瓣不能闭合，因而血液的逆向流动无法停止。静脉系统的闭锁不全可能是由于静脉扩张，静脉扩张使静脉充满额外的血液。因此静脉瓣的瓣叶在接合处可能发生分离。小叶由于静脉扩张而被拉伸，伴随着小叶横贯的静脉直径增大。静脉瓣小叶的拉伸导致冗余，这使得小叶在其自身上折叠并且使瓣打开。这被称为脱垂，它可能导致静脉中的血液回流。最终，静脉瓣失效，从而提高了下静脉部分和它覆盖的组织上的张力和压力。通常与静脉扩张有关的两种静脉疾病是静脉曲张和慢性静脉机能不全。静脉曲张疾病包括下肢浅静脉的扩张和扭曲，导致难看的突出或变色、下肢“沉重”、瘙痒、疼痛和溃疡。静脉曲张通常与一个或多个静脉瓣的闭锁不全有关，使血液从深静脉系统向浅静脉系统回流或在浅系统内回流。目前的静脉曲张治疗包括侵入性开放外科手术，如静脉剥脱和偶尔的静脉移植、 静脉瓣膜成形术和植入各种假体装置。消除身体的静脉曲张可能是一个冗长的、耗时的过程，并且可能是一个痛苦的、治愈缓慢的过程。也可能引起并发症，包括瘢痕形成和用于未来可能的心脏和其它搭桥手术的静脉的损失。除了侵入性开放手术的并发症和危险以外， 静脉曲张还可能持续或复发，特别是在瓣的问题没有矫正时。由于手术操作具有费时、费力和冗长的性质，治疗多个静脉段可能超出医生的体能，因此使静脉曲张疾病的完全治疗不切实际。最近，用于治疗静脉曲张的微创疗法包括收缩静脉壁和/或对静脉壁产生损伤从而促使内腔塌陷的腔内治疗。这些疗法包括硬化疗法，以及基于能量、导管的治疗，如激光、 射频(RF)或电阻加热(加热线圈)，它们有效升高静脉壁的温度，以引起胶原收缩、炎性应答和内皮损伤。硬化疗法，或直接向静脉壁施用组织硬化剂，一般不用于较大的干静脉，这
4是因为大的迁移性组织硬化剂大丸剂引起治疗并发症。激光能量输送可能导致极高的组织温度，极高的组织温度可导致疼痛、擦伤和血栓性静脉炎。RF治疗一般具有过长的治疗时间，而电阻加热线圈治疗由于不一致的静脉壁接触而可能是无效的(特别是在较大血管中)。基于导管的治疗例如激光、电阻加热线圈和RF能量输送一般也需要外部静脉压缩， 以改善与静脉壁的通量耦合。这是耗时的，并且可能导致不一致的结果。另外，由于导管轴和激光纤维的尺寸和/或刚度，这些治疗目前都没有用于治疗扭曲的表面静脉曲张或较大的蜘蛛状血管病(spider veins)。它们的应用目前仅限于大的干静脉，如大隐静脉(GSV)。 扭曲的表面静脉曲张目前用硬化疗法和多普勒超声定位引导点式微创术(ambulatory phlembectomy)治疗，而较大的蜘蛛状血管病目前仅用硬化疗法治疗。美国专利申请公布No. 2002/0177846描述了一种基于导管的蒸气系统，用于例如治疗静脉曲张。在关于该公布文本图19描述的一个实施方式中，该装置在靠近较小直径导管和导管出口的较大直径的室中产生蒸气。该专利公布的公开内容在此引入作为参考。美国专利No. 6，911，028也描述了一种基于导管的蒸气系统，用于收缩或以其它方式改变静脉和其它管腔。在一个实施方式中，靠近导管远端的凹孔中的相反极性电极产生和射出加压蒸气进入静脉或其它管腔。该专利的公开内容在此引入作为参考。

发明内容
在一个实施方式中，在导管内产生蒸汽的方法包括向蒸气发生室输送流体，向设置在蒸气发生室上或内的电极阵列输送功率，感测电极阵列的信号，和根据感测的信号调节输送到电极阵列的功率以在蒸气发生室内充分产生蒸气。在一个实施方式中，感测的信号是阻抗。输送到电极的功率可以随着感测的阻抗升高而降低。在另一个实施方式中，感测的信号是流体流速。在另外一个实施方式中，感测的信号是蒸汽温度。在某些实施方式中，电极阵列是双极电极阵列。在一个实施方式中，流体以恒定流速输送。在另一个实施方式中，流体以时变速度输送。在另外一个实施方式中，流体以取决于所治疗的血管或器官直径的速度输送。该方法还可包括向患者输送蒸气。蒸气可以向患者静脉输送。在某些实施方式中， 向静脉输送蒸气缩小静脉腔。在某些实施方式中，向电极阵列输送的功率通过控制器自动调节。在其它实施方式中，功率手动调节。 在一个实施方式中，流体是盐水。在其它实施方式中，流体是导电性的。提供另一种向静脉施用治疗的方法，包括向静脉内插入导管，向导管中的蒸气发生室输送流体，向设置在蒸气发生室上的电极阵列输送功率，感测电极阵列的信号，根据感测的阻抗调节向电极阵列输送的功率以在蒸气发生室内充分产生蒸气，以及将充分产生的蒸气输送至静脉。在一个实施方式中，感测的信号是阻抗。向电极输送的功率可以随着感测的阻抗的升高而降低。在另一个实施方式中，感测的信号是流体流速。在另外一个实施方式中，感测的信号是蒸汽温度。在某些实施方式中，电极阵列是双极电极阵列。在一个实施方式中，流体以恒定流速输送。在另一个实施方式中，流体以时变速度输送。在另外一个实施方式中，流体以取决于所治疗的血管或器官直径的速度输送。该方法还可包括向患者输送蒸气。蒸气可以向患者静脉输送。在某些实施方式中， 向静脉输送蒸气缩小静脉腔。在某些实施方式中，向电极阵列输送的功率通过控制器自动调节。在其它实施方式中，功率手动调节。在一个实施方式中，流体是盐水。在其它实施方式中，流体是导电性的。提供了一种蒸气发生装置，该蒸气发生装置包括蒸气发生室，该蒸气发生室具有设置在其中的电极阵列；与蒸气发生室连接的流体存储器；与电极阵列连接的RF发生器; 设置为感测电极阵列的阻抗的控制器；其中，蒸气发生室适合将来自流体存储器的流体在该装置内转化为充分形成的蒸气。在某些实施方式中，电极阵列包括扁平结构。在另一个实施方式中，电极阵列沿导管的内周长排列。蒸气发生装置还可以包括第二蒸气发生室。在某些实施方式中，流体是盐水。在一个实施方式中，控制器根据感测的阻抗自动调节通过RF发生器输送至电极阵列的功率。在一个实施方式中，蒸气发生装置还包括与蒸气发生室连接的输送针。


图1是蒸气治疗系统的示意图。图2是用于图1的蒸气治疗系统的导管的放大图。图3a_;3b显示设置在蒸气治疗系统的导管中的电极阵列。图4a_4b显示设置在蒸气治疗系统的导管中的电极阵列的另一个实施方式。图5显示蒸气治疗系统的另一个实施方式。图6a_6c显示适合产生高温蒸气或蒸汽的蒸气发生室。图7显示设置在蒸气治疗系统的导管中的电极阵列的另一个实施方式。图8a_8b显示设置在蒸气治疗系统的导管中的电极阵列的另一个实施方式。发明详述本发明的一个实施方式提供一种基于导管的蒸气治疗系统，该系统在远端产生蒸气。导管的远侧尖端足够小，从而不仅适配于GSV内，而且适配于患者腿内的较小血管中。 该蒸气治疗系统可用于治疗静脉曲张或用于静脉腔缩小疗法(reduction therapy)。根据该实施方式的蒸气发生导管可以制成具有4Fr至IOFr范围内的直径，其可用于治疗普通范围的静脉和/或血管，包括GSV和从其发出的主支，因为导管的直径容易适配在这些血管内。然而，在其它实施方式中，导管可能大于IOFr或小于4Fr。根据该实施方式的蒸气治疗系统的一个方面是位于导管远端的、使液体产生蒸气相改变的热源，特别是热源的尺寸和效率。为了将蒸气导管的尖端放置在小管腔如小于GSV的腿静脉内，7Fr或更小的导管直径可能是理想的。尽管可以在患者体外产生蒸气并将其通过导管输送至治疗部位，但是远离治疗部位的蒸气产生和输送会涉及关于保护患者和医生免遭烧伤和关于输送蒸气的质量或潜能的问题。然而，在导管远端出口处产生蒸气引起关于热源尺寸和结构的问题。特别是，热源不仅必须足够小以适配到导管尖内，而且必须允许充分的液体和蒸气流动，以提供希望的治疗益处。图1和图2显示根据本发明的一个实施方式的蒸气治疗系统100。系统100包括导管102、电极阵列104、机头106、泵108、RF发生器110、流体存储器112和蒸气口 114。系统100还可包括限流器116和传感器118。在该实施方式中，流体可以通过泵108从流体存储器112向导管102提供，泵108 例如可以是容积式泵、蠕动泵、注射泵或其它流体计量系统。流体可以是，例如，无菌生理 (0.9%)盐水。其它合适的流体是可能包括其它无菌盐水浓度如1%、2%等的高渗浓度和 0.8%、0. 7%等的低渗浓度的导电性流体，含有其它离子分子如氯化钾等的流体。除了泵以外，流体也可以从加压存储器如具有压力带的盐水袋分配，并且使用阀精确计量。泵或其它加压流体源可以将流体输送到导管，在导管中它进入从液体入口延伸到导管内的蒸气发生室120的流体输送腔。在用来收缩腿静脉以治疗静脉曲张之前，盐水或其它液体可以从流体存储器(如盐水滴注袋)向泵提供，并且以备用模式以低流速注入导管，例如，每分钟1 滴至15滴，以阻止血液或其它生理材料逆向流动到导管内，并且阻止在导管内或导管附近凝固。此外，也可以向流体滴中加入抗凝剂如肝素，以提高其阻止在导管体内或导管体附近凝固的能力。在备用模式下，液体可以从蒸气发生导管的蒸气口滴出。在替代的结构中， 电极可以是微波发射器，感应加热器，光子装置如激光二极管、发光二极管或其它释放光子 (光)能的装置，并且用来产生蒸气的流体不需要是导电性的。导管可以适合插入患者腿的血管内。在一个实施方式中，导管的外径可以由聚酰亚胺或由任何其它合适的材料如Pebax、聚酰胺、尼龙、Hytrel或其它生物相容性塑料、橡胶、热固性、热塑性或弹性体材料形成。导管轴也可以编织以提高抗扭结能力和裂断强度或可推动性(pushability)。导管的远侧尖端在限流器的下游或远侧具有一个或多个蒸气出口 114。例如，图1 和图2所示的蒸气发生导管可以具有不锈钢尖，在不锈钢尖中形成有侧蒸气出口。根据需要，其它蒸气出口可以围绕周长和/或在远端上布置。另外，蒸气出口可以位于导管的前端上，以允许蒸气向前分配。一些合适的蒸气出口结构例如在USSN 61/059，518中示出，其公开内容在此引入作为参考。在图1所示的实施方式中，可以在导管的近端设置任选的机头106，以方便放置和移动导管。与液体源的连接和与电源的连接可以通过机头进行。机头和导管本身的长度可以改变，以适应预期的应用。例如，为了治疗人腿的静脉，机头远侧的导管的长度可以为 IOcm至100cm，但是，可以制造更长的长度以适应更长的腿。如图1-2所示，蒸气发生室120可以包括具有特别小的形状因数的电极阵列104。 蒸气发生室可以设置在导管102的远部，并且与流体存储器512和蒸气口 514流体连通。 蒸气发生室也可以位于导管轴长度内的任意位置，或者甚至在机头中。电极阵列可以是，例如，双极电极或双极电极阵列、单极电极或单极电极阵列、或双极电极阵列和单极电极阵列的组合。在某些实施方式中，电极阵列包括扁平结构的多个双极电极。电极对可以在导管内形成为导电线路(conductive traces) 0在一个实施方式中，例如，电极对可以由6英寸长的2盎司铜线在薄聚酰亚胺膜上形成为0. 010-0. 015英寸宽、间隔0. 010-0. 015英寸的带。如图3a和北所示，电极阵列可以包括6个电极对。然而，在其它实施方式中，可以使用任何数目的电极对。图3a_;3b示出了设置在导管302远部的电极阵列304的一个实施方式。电极阵列包括多个电极305，这些电极沿导管的内周长排列形成蒸气发生室320。如图3a所示，电极阵列304可以包括6对扁平电极。在其它实施方式中，电极阵列可以包括任何数目的电极 305。如图3a-;3b所示的电极阵列例如可以沿导管302的长度延伸15cm。电极阵列可以设置为在蒸气发生室320中产生高温蒸气或蒸汽。图4a_4b示出了设置在导管402远部的电极阵列404的一个替代实施方式。电极阵列包括多个电极405，这些电极排列形成一对蒸气发生室420a和420b。如图如所示，电极阵列404可以包括8对电极。然而，在其它实施方式中，电极阵列可以包括任何数目的电极405。电极阵列可以设置为在蒸气发生室420a和420b中产生高温蒸气或蒸汽。图7示出了设置在导管702的远部的电极阵列704的另一实施方式。电极阵列包括多个电极705，这些电极排列形成蒸气发生室720，如上所述。另外，非导电性填料材料 734可以轴向放置在蒸气发生室内，以提高能量密度。填料材料734可以是柔性的，如具有塞紧的末端的硅氧烷杆或聚酰亚胺管。由于能量密度在靠近电极的区域最高，在靠近蒸气发生室中心轴线的区域最低，填料材料可以转移低能量密度区域(即，靠近蒸气发生室的中心)的流体，并迫使流体只在高密度区域(即，靠近电极)流动。另外，非导电性填料不会短路可能发生接触的任何电极。图8a_8b示出了设置在导管802远部的电极阵列804的一个替代实施方式。该电极阵列包括多个电极805，这些电极805排列形成蒸气发生室820。如图8a_8b所示，电极阵列804可以包括在顶面和底面上均承载电极805的卷片。在另一个实施方式中，电极可以只位于卷片的一侧上(即，位于卷片的顶面或底面上)。卷片可以螺旋卷绕并置于导管 802内。如上所述的导电性流体可以输送到电极的卷片之间的蒸气发生区820。这一具体实施方式
可以使导管802内的电极表面最大化，从而使导管的产热能力最大化。由于在该实施方式中更多电极与流体接触，在给定的时间内可以有更多流体被加热，这可以使蒸气输送最大化。再参见图1，此处所述的电极阵列可以连接至能源，如RF发生器110。在一个实施方式中，RF发生器可以是350W、460kHz的RF发生器。在另一个实施方式中，能源可以是例如以915MHz或2. 45GHz运行的微波发生器。在另一个实施方式中，能源可以是向光子装置提供能量的电源。适当时也可以使用其它合适的RF、微波或光子源。在某些实施方式中，该系统可以包括任选的控制器128。控制器可以与RF发生器集成，或者可以是单独的系统组件。在某些实施方式中，系统可以包括传感器，如温度或压力传感器(未示出)。该系统，如控制器或传感器，可以监测向导管输送的流体的流速、发生器的功率水平和频率、电极阵列的阻抗和/或电阻、以及蒸气发生室内的电极阵列或流体的温度。在某些实施方式中，控制器可以根据感测的信号，如感测的阻抗、电阻、导电性、流速、温度、压力、折射率、质量流量或容积流量，调节系统的参数，如流体流速或RF发生器的功率。在其它实施方式中， 参数可以手动调节。电极阵列可以围绕设置在流体供应腔出口处的蒸气发生室120。如图3a_;3b和
84a_4b所示，蒸气发生室可以定位于导管的远部。限流器116可以设置在蒸气发生室与蒸气出口 114之间。限流器的尺寸可以确保蒸气发生室内的压力足够高，从而使蒸气在离开导管时过热。蒸气在离开导管时可以在100-140度的范围内，或者如果希望更高的蒸汽质量则可能更高。在图1和图2所示的实施方式中，限流器由使用高温粘合剂粘合在导管内适当位置的多孔PTFE形成。在其它实施方式中，基于金属的过滤材料、鸭嘴阀、球止回阀、微腔或流动控制孔可以用作限流器。图5示出了根据本发明一个实施方式的蒸气治疗系统500。系统500包括主体 502、电极阵列504、活塞(泵)508、RF发生器510、流体存储器512和输送针514。系统500 还可包括传感器518。系统500的电极阵列504、RF发生器510、流体存储器512、流体加压和分配控制系统和传感器518可以分别对应于上述的电极阵列104、304、404、RF发生器 110、流体存储器112和传感器118。然而，图5示出的包含蒸气输送针514的蒸气治疗系统 500可能比图1的系统100更适合进入和治疗小浅静脉和/或表面静脉曲张。主体502可以是刚性的或半刚性的细长主体，并且可以容纳电极阵列504。输送针514可以设置在主体的远端，并且与电极阵列和流体存储器512流体连通。在其它实施方式中，输送针514可以设置在蒸气输送导管上，如上述导管102。在一个实施方式中，从蒸气发生室的输出转向远离尖部，以保持蒸气质量，同时保持尖部的温度较低。可以推动活塞 508，以打开位于室远端的阀，并允许形成的蒸气从主体的蒸气发生室520通过针514流入患者。在另一个实施方式中，活塞508可以与存储器流体连通，并且电极可以与存储器流体连通，但是流体没有充分加压引起显著流动。可以推动活塞508，提高被电极加热的流体的流动和压力以生成蒸气。可以在与发生器电连通的活塞508中结合入开关，使得当活塞508 被推动时，信号被传送到发生器，以启动向电极的能量输送。在某些实施方式中，活塞被泵代替，如上述泵。输送针514—般适于插入患者静脉，而主体502位于患者体外。然而，在其它实施方式中，主体和针都可以位于患者体内。例如，针可以设置在此处所述的细长部件的输送腔的远端。一旦产生蒸气并且输送到针尖之外，蒸气就可以容易地通过静脉移动并成功穿过扭曲；在希望的整个治疗长度上不需要实现导管或针的进入。因此，治疗小的或扭曲的浅静脉的广泛网络可能只需要一个或数目减少的针刺。针可以是标准的皮下针，或者可以包括其它蒸气口。针的外轴可以是隔热的，被动地通过在其外表面上加上低导热材料，或者通过包括主动冷却隔热套。图6a_6c示出了适合在细长部件如上述导管或细长主体内产生高温蒸气或蒸汽的蒸气发生室620。在某些实施方式中，蒸气发生室可以设置在适合插入患者静脉的细长主体内，例如用于静脉腔缩小治疗。在其它实施方式中，该室可以位于患者外部。蒸气发生室 620包括电极阵列604，可以是此处所述的任何电极阵列。此外，蒸气发生室620可以连接到RF发生器610、泵608、流体存储器612和控制器628，它可以包括此处所述的或本领域已知的RF发生器和流体存储器。如上所述，在一些实施方式中，控制器6 可以与RF发生器集成，也可以与RF发生器分离。现在参考图6a_6c讨论一种在导管或其它细长输送装置内产生蒸汽的方法。参见图6a，流体可以通过泵608或其它加压装置从流体存储器612输送到蒸气发生室620。流体可以是无菌盐水或任何其它合适的流体。流体可以以恒定的或可变的流体流速输送。例如，在一个实施方式中，优选的恒定流速为大约3ml/min。在某些实施方式中，控制器610可以控制和调节流体流速。接下来，RF发生器610可以为设置在蒸气发生室620中的电极604提供功率。在蒸气的产生过程中，对流体蒸气发生室可以就三个不同的区域进行说明，包括加温区622、 蒸汽发生区拟4和充分形成蒸汽区626。当流体流过蒸气发生室并且向电极提供功率时，流体在加温区622中加温。当流体被加热到足够的温度如大气压下100摄氏度时，流体开始在蒸汽发生区6M中转变为蒸气或蒸汽。然后在到达充分形成蒸汽区6 时所有流体可以转变为蒸气，之后它可以离开蒸气发生室的远端并离开导管。如果室中的压力高于大气压， 则需要较高的温度，如果低于大气压，则较低的温度可产生蒸气。在蒸气产生过程中，可以感测对应于蒸气治疗系统的信号以确定流体在离开蒸气发生室的远端之前是否已经充分形成为蒸气。在某些实施方式中，通过控制器拟8感测信号。感测蒸气是否充分形成特别可用于许多外科应用，如静脉曲张治疗，在此应用中，向静脉输送高质量的充分形成的蒸气导致更有效的治疗。在一个实施方式中，可以感测电极阵列的电阻抗。在其它实施方式中，可以感测流体的温度、电极阵列的温度、流体流速、压力或类似的参数。感测的信号可以指示蒸气发生室内的加温区、蒸汽发生区和充分形成蒸汽区的各自大小和/或位置。例如，当较多流体包含在蒸气发生室620内时，电极阵列的阻抗降低。 如果输送到电极阵列的功率随着阻抗的降低保持恒定，则加温区、蒸汽发生区和充分形成蒸汽区将在蒸气发生室内向远侧移动，如图6b中的箭头630所示。如果充分形成蒸汽区 626向远侧移动太远，则流体可能在充分转化为蒸气之前离开蒸气发生室。此外，当较少的流体包含在蒸气发生室内时，电极阵列的阻抗将提高。如果输送到电极阵列的功率随着阻抗升高保持恒定，则加温区、蒸汽发生区和充分形成蒸汽区将在蒸气发生室内向近侧移动， 如图6c中的箭头632所示。当充分形成蒸汽区626向近侧移动时，产生较高质量的蒸气， 但是，必须优化该区域以确保产生足够的蒸气体积。因此，输送到电极阵列的功率可以根据感测的信号进行调节，以在蒸气发生室的蒸气发生区内充分形成蒸气。这允许此处所述的蒸气治疗系统从导管向靶组织输送充分形成的蒸气。在某些实施方式中，功率可以通过控制器6 调节。在其它实施方式中，功率可以通过RF发生器本身的操作来调节。例如，如果感测的信号是电极阵列的阻抗，则输送到电极阵列的功率可以随着阻抗的降低而升高，以确保蒸气在离开蒸气发生室之前充分形成。如果阻抗升高，则输送到电极阵列的功率可以降低，以维持蒸气发生区内加热区的理想量。在其它实施方式中，其它系统参数可以根据感测的信号进行调节。在一个实施方式中，可以调节流体进入蒸气发生室的流速，以在蒸气室的蒸气发生区内充分形成蒸气。例如，如果感测的信号是电极阵列的阻抗，并且阻抗升高，则流速可以提高，以维持蒸气发生区的相对位置。类似地，如果阻抗降低，则流体的流速可以降低。如上所述，系统参数可以通过控制器628自动调节，或者可以手动调节。为了对静脉提供热治疗，蒸气发生导管的远侧尖部可以插入患者静脉，以将远侧尖部放置在希望的静脉腔缩小位置。超声或荧光透视法可以用来辅助导管放置。然后可以通过泵以例如l-5ml/min的速度向蒸气发生导管提供盐水或其它液体， 并且RF发生器可以向电极阵列提供功率。液体流速和提供的RF功率水平是相互独立的，
10并且其中一个或两个可以根据静脉的尺寸、静脉流速和/或感测的信号来调节。另外，热电偶或其它温度测量装置可以设置在蒸气发生导管的远端，以根据蒸气温度向发生器提供反馈。如上所述，发生器也可以基于电极阻抗进行控制，以确保只有充分形成的蒸气从导管输送到静脉。由于蒸气在静脉组织上冷凝，蒸发释放的潜能或热量使静脉壁向内收缩。为了治疗一段长度的静脉，当输送蒸气时，蒸气发生导管的远端尖部可以向回拉，例如以大约Icm/ sec的速度。当然，实际回拉速度主要取决于静脉直径和输送的蒸汽的体积和温度。关于本发明相关的其它细节，材料和制造技术可以使用相关领域技术人员的水平内的材料和方法。本发明基于方法的方面在普通或逻辑使用的其它作用方面也是如此。另外，可以考虑所述的本发明变化形式的任何任选的特征可以独立地阐述并要求保护，或者与任何一种或多种此处所述的特征组合起来阐述并要求保护。同样，提到单数项包括存在复数的相同项的可能性。更具体地，如本说明书和权利要求书中使用的单数形式“一个”、 “一种”、“所述”，包括复数形式的对象，除非上下文中明确说明不是这样。请进一步注意，权利要求可能撰写为不包括任何任选的要素。因此，这一声明旨在作为使用与权利要求要素引用相关的如“单独”、“仅”等排他性术语或者使用“负面”限制的基础。除非在此另外定义，此处使用的所有技术和科学术语都具有与本发明所属领域普通技术人员通常理解的相同的含义。本发明的范围不受本说明书的限制，而只由使用的权利要求项的普通含义限制。
权利要求
1.一种在导管内产生蒸汽的方法，包括 向蒸气发生室输送流体；向设置在蒸气发生室上或中的电极阵列输送功率； 感测电极阵列的信号；和根据感测的信号调节向电极阵列输送的功率，以在蒸气发生室内充分产生蒸气。
2.权利要求1的方法，其中所述信号是阻抗。
3.权利要求1的方法，其中所述信号是流体流速。
4.权利要求1的方法，其中所述信号是蒸汽温度。
5.权利要求1的方法，其中所述电极阵列是双极电极阵列。
6.权利要求1的方法，其中所述输送的功率随着感测的阻抗升高而降低。
7.权利要求1的方法，其中所述流体以恒定流速输送。
8.权利要求1的方法，其中所述流体以时变速度输送。
9.权利要求1的方法，其中所述流体以取决于所治疗的血管或器官的直径的速度输
10.权利要求1的方法，还包括向患者输送蒸气。
11.权利要求10的方法，其中所述蒸气向患者的静脉输送。
12.权利要求11的方法，其中向静脉输送蒸气缩小了静脉腔。
13.权利要求1的方法，其中所述功率通过控制器自动调节。
14.权利要求1的方法，其中所述功率手动调节。
15.权利要求1的方法，其中所述流体是盐水。
16.权利要求1的方法，其中所述流体是导电性的。
17.一种向静脉施用治疗的方法，包括 向静脉内插入导管；向导管内的蒸气发生室输送流体； 向设置在蒸气发生室上的电极阵列输送功率； 感测电极阵列的信号；根据感测的阻抗调节向电极阵列输送的功率，以在蒸气发生室内充分产生蒸气；和将充分产生的蒸气输送至静脉。
18.权利要求17的方法，其中所述信号是阻抗。
19.权利要求17的方法，其中所述信号是流体流速。
20.权利要求17的方法，其中所述信号是温度。
21.权利要求17的方法，其中所述电极阵列是双极电极阵列。
22.权利要求17的方法，其中所述输送的功率随着感测的阻抗的升高而降低。
23.权利要求17的方法，其中所述输送的功率随着感测的阻抗的降低而升高。
24.权利要求17的方法，其中所述流体以恒定流速输送。
25.权利要求17的方法，其中所述流体以取决于所治疗的血管或器官的直径的速度输
26.权利要求17的方法，其中所述流体以取决于感测的阻抗的速度输送。
27.权利要求17的方法，还包括向患者输送蒸气。
28.权利要求27的方法，其中所述蒸气向患者的静脉输送。
29.权利要求观的方法，其中向静脉输送蒸气缩小静脉腔。
30.权利要求17的方法，其中所述功率通过控制器自动调节。
31.权利要求17的方法，其中所述功率手动调节。
32.一种蒸气发生装置，包括蒸气发生室，该蒸气发生室具有设置在其中的电极阵列； 与蒸气发生室连接的流体存储器； 与电极阵列连接的RF发生器；和设置为感测电极阵列的阻抗的控制器；其中，蒸气发生室适合将来自流体存储器的流体在该装置内转化为充分形成的蒸气。
33.权利要求32的装置，其中所述电极阵列包括扁平结构。
34.权利要求32的装置，其中所述电极阵列沿导管的内周长设置。
35.权利要求32的装置，还包括第二蒸气发生室。
36.权利要求32的装置，其中所述流体是盐水。
37.权利要求32的装置，其中所述控制器根据感测的阻抗自动调节由RF发生器输送到电极阵列的功率。
38.权利要求32的装置，进一步包括与蒸气发生室连接的输送针。
全文摘要
提供了用于在导管内产生蒸气的方法和装置，其可以包括任何数目的特征。一个特征是用导管内的电极阵列产生蒸气。另一个特征是感测电极阵列的阻抗，并调节输送到该电极阵列的功率，以在导管内充分产生蒸气。另一个特征是向患者的静脉输送蒸气用于静脉缩小治疗。
文档编号A61M25/00GK102256559SQ200980146226
公开日2011年11月23日 申请日期2009年11月18日 优先权日2008年11月18日
发明者F·M·桑德, G·M·格拉泽, J·M·塔塔格利亚, J·杰克森, S·H·特里伯蒂奇, 郑惇之 申请人:威尼蒂公司