CN107530124A - 用于调节与肺部系统通信的神经的导管设备及相关联的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本文公开了用于脉管内神经调节装置的选择性定位的装置、系统和方法。这样的系统可包括例如细长轴和由该细长轴的远侧部分承载的治疗组件。治疗组件被构造用于在血管内递送。所述治疗组件可包括一个或多个能量递送元件，所述一个或多个能量递送元件被构造成将治疗能量递送至靠近脉管壁的神经。

Description

用于调节与肺部系统通信的神经的导管设备及相关联的系统 和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求提交于2014年11月14日的美国临时申请第62/080,189号、提交于2014年11月14日的美国临时申请第62/080,248号和提交于2014年11月21日的美国临时申请第62/082,635号的权益，这些文献均以引用方式全文并入本文。此外，以引用方式并入的申请中公开的实施例的部件和特征可以与在本申请中公开和要求保护的各种部件和特征组合。

技术领域

本技术整体涉及对与肺部系统通信的神经的调节(例如，肺神经调节或“PN”)以及相关联的系统和方法。特别地，若干实施例涉及用于与肺部系统通信的神经的脉管内调节的射频("RF")消融导管设备以及相关联的系统和方法。

背景技术

肺动脉高血压是肺部脉管系统中血压的增加。当部分肺部脉管系统狭窄、堵塞或受损时，血液流过肺部变得更加困难。结果，肺内的压力增加，并使得心脏难以将血液推过肺动脉并推入肺内，从而引起动脉中的压力升高。另外，由于心脏比正常情况下更剧烈地工作，右心室变得劳损且脆弱，这会导致心力衰竭。虽然存在用于治疗肺动脉高血压的药理学策略，但除肺移植之外，没有治愈性疗法。因此，存在对备选的治疗策略的强烈的公众健康需求。

附图说明

参照附图可以更好地理解本技术的许多方面。附图中的部件未必按比例绘制。相反，重点在于清楚地说明本技术的原理。

图1是根据本技术的实施例构造的神经调节系统的局部示意图。

图2A是放大侧视图，示出了根据本技术的实施例的处于低轮廓构型的图1的导管的治疗组件。

图2B是根据本技术的实施例的图2A的治疗组件的一部分的另一个放大的立体剖视图。

图2C是沿着图2A中的线2C-2C截取的横截面端视图。

图3A1是示例性的横截面解剖正视图，示出了根据本技术的实施例的图1中所示导管沿着脉管内路径的推进。

图3A2是示例性的横截面解剖正视图，示出了根据本技术的实施例的图1中所示导管沿着另一个脉管内路径的推进。

图3B是根据本技术的实施例的在主肺动脉内处于低轮廓构型的图2A中所示治疗组件的侧视图。

图3C是根据本技术的实施例的在主肺动脉内处于部署构型的图2A中所示治疗组件的侧视图。

图3D是根据本技术的实施例的在左肺动脉内处于部署构型的图2A中所示治疗组件的侧视图。

图3E是根据本技术的实施例的在右肺动脉内处于部署构型的图2A中所示治疗组件的侧视图。

图4是根据本技术的实施例而构造的具有单个丝电极的治疗组件的侧视图。

图5A-5B是示意图，其示出了如由相对的箭头方向表示的治疗组件的旋转方向。

图6是根据本技术的实施例构造的具有内护套的导管的示意性侧视图。

图7A-7B是根据本技术的实施例构造的具有定位在左肺动脉内的内护套的导管的侧视图。

图8是根据本技术的实施例的具有定位在左肺动脉内的锚固装置的处于部署构型的治疗组件的侧视图。

图9是根据本技术的实施例的具有定位在左肺动脉内的锚固装置的处于部署构型的治疗组件的侧视图。

图10是根据本技术的实施例的处于部署构型的具有在右肺动脉内的锚固装置(以剖视图示出)的治疗组件的侧视图。

图11是根据本技术的实施例的处于部署构型的具有在右肺动脉内的锚固装置的治疗组件的侧视图。

图12是根据本技术的实施例的处于部署构型的具有在左肺动脉内的可延伸轴的治疗组件的侧视图。

图13是根据本技术的实施例的处于部署构型的与在右肺动脉内的轴机械隔离的治疗组件的侧视图。

图14是根据本技术的实施例的处于部署构型的治疗组件的侧视图。

图15是根据本技术的实施例的处于部署构型的具有拐弯部段的治疗组件的侧视图。

图16A是根据本技术的实施例构造的处于低轮廓状态的导管的侧视图。为了进行说明，若干示例性的部署状态以虚线显示。

图16B是根据本技术的实施例构造的处于低轮廓状态的图16A的导管的远侧部分的一部分的放大侧视图。

图16C是图16B所示轴的沿着线16C-16C截取的横截面端视图。

图17A是根据本技术的实施例构造的处于低轮廓状态的导管的远侧部分的立体图。

图17B是根据本技术的实施例构造的图17A的处理构件的隔离放大视图。

图17C是根据本技术的实施例构造的处于低轮廓状态的图17A所示导管的远侧部分的一部分的侧视图。

图17D是根据本技术的实施例构造的处于部署状态的图17A所示导管的远侧部分的一部分的侧视图。

图18是根据本技术的实施例构造的可磁性变形的导管系统的示意图。

图19是根据本技术的实施例构造且显示部署在脉管中的非封堵性的导管系统的横截面端视图。

图20是根据本技术的另一个实施例构造且显示部署在脉管中的非封堵性的导管系统的横截面端视图。

图21A是根据本技术的实施例构造的治疗组件的放大等轴视图。

图21B是根据本技术的实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大的局部示意图。

图22A是根据本技术的另一个实施例构造的电极组件的放大等轴视图。

图22B是根据本技术的另一个实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大的局部示意图。

图22C是根据本技术的又一个实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大的局部示意图。

图23是根据本技术的另一个实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大的局部示意性侧视图。

图24是根据本技术的又一个实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大侧视图。

图25是根据本技术的另一个实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大侧视图。

图26是根据本技术的附加实施例的在血管内的处理装置的远侧部分的放大侧视图。

图27是示出了根据本技术的实施例的在脉管内监测神经活动的方法的框图。

图28是示出了根据本技术的另一个实施例的在脉管内监测神经活动的方法的框图。

具体实施方式

本技术涉及神经调节装置和相关联的系统及方法。本技术的一些实施例例如涉及用于肺神经调节("PN")的导管和相关联的系统及方法。下面参照图1-28来描述本技术的若干实施例的具体细节。PN是使与肺部系统通信的神经的部分或完全失能或以其它方式进行的有效破坏。例如，PN可以抑制、减少和/或阻断沿着支配肺部脉管的神经纤维(即，传出和/或传入神经纤维)的神经通信。这种失能可以是长期的(例如，永久性的或持续数月、数年或数十年)或短期的(例如，持续数分钟、数小时、数天或数周)。PN预计会有效地治疗肺动脉高血压。患有肺动脉高血压的受试者通常在肺部脉管系统中具有可能导致心力衰竭的高血压，并且他们可能例如经历诸如呼吸困难(气短)、晕厥、疲劳、胸痛和/或浮肿的症状和/或也经历其它症状。使用本文所述方法和/或装置的PN可以提供对这些症状中的一种或多种的治疗有益的减轻。另外，使用本技术的方法和/或装置的PN可以调节神经系统(例如，交感神经系统)和/或神经内分泌系统的循环介质的释放，从而提供此种介质的全身调节和/或调节除了肺之外的特定身体器官的功能。例如，肺部产生大量的儿茶酚胺，它影响心率、血压、血糖水平等，并且使用本技术的方法和/或装置的PN可以增加或减少从肺部释放的儿茶酚胺的量。

本技术的导管、系统和方法使得可以在一个或多个肺部脉管内和/或附近进行PN。如本文所用，“肺部脉管”包括邻近与肺部系统通信的神经通道和/或提供接近于该神经通道的脉管内通路的任何血管。例如，肺部脉管可包括肺静脉和肺动脉，比如主肺动脉("MPA")、肺动脉的分叉部分、右肺动脉("RPA")、左肺动脉("LPA")、分支肺动脉和子分支肺动脉。肺部脉管的其它非限制性示例包括右心室流出道、肺小动脉、和/或上述肺部脉管中的任一种的任何分支和/或延伸。在一些实施例中，本技术的导管、系统和方法使得可以在一个或多个肺动脉中和/或附近进行PN(肺动脉神经调节或"PAN")。例如，本技术可以在MPA的远侧部分处和/或在MPA的一个或多个分支(例如，远侧分支)中进行神经调节。在某些实施例中，本技术可以在肺动脉瓣或附近进行神经调节(例如，以影响肺动脉瓣上方和/或下方的神经)。

如本文所用，术语“远端”和“近端”限定相对于施加治疗的临床医生或临床医生的控制装置(例如，手柄组件)的位置或方向。“远端”或“向远端”是远离临床医生或临床医生的控制装置的位置或在远离临床医生或临床医生的控制装置的方向上。“近端”和“向近端”是靠近临床医生或临床医生的控制装置的位置或在朝向临床医生或临床医生的控制装置的方向上。

通常有利的是，在神经调节处理期间，至少大体上保持神经调节单元相对于周围解剖结构的位置。例如，会有利的是，在神经调节处理期间，至少大体上保持神经调节单元的治疗元件与身体管腔(例如，血管、管、气道、或在人体内的另一个天然存在的管腔)的内壁之间的稳定接触。在一个备选实施例中，会有利的是，将治疗元件的位置保持在脉管管腔的中心处或在一些情况下从脉管管腔的中心偏移特定距离。这可加强对处理的控制和/或监测，减少对身体管腔的创伤，和/或具有其它优点。在一些情况下，在神经调节处理期间至少大体上保持神经调节单元相对于目标解剖结构的位置可能是有挑战的。例如，某些器官和/或身体组织会响应于呼吸、心脏收缩和舒张、血管内的蠕动以及患者移动而移动。器官和其它组织在患者体内的这种移动可引起导管轴在脉管内的移动或在连接到轴的神经调节单元与目标部位处的解剖结构之间的其它不利的相对移动。此外，可能难以将装置保持在目标部位。例如，肺动脉会是大体上为渐缩的，这会使得将某些装置构型可靠地部署在那里变得困难。

可能存在关于神经调节单元的初始定位的另一个困难。当神经调节单元被初始地定位在肺部脉管或其它身体管腔(例如，肾脉管)内的处理位置时，神经调节单元的位置可能是次优的。例如，导管和/或承载导管的护套可能不够柔韧以匹配在处理位置附近的解剖结构的曲率(例如，在MPA和RPA和/或LPA之间的肺动脉的曲率)。这会造成导管和/或护套进入身体管腔，与身体管腔的纵向尺寸或其它特征不对准。当未对准的导管的神经调节单元初始地被移入膨胀形式时，神经调节单元也可能未与身体管腔对准。当神经调节单元未对准时，神经调节单元的一个或多个治疗元件可能与身体管腔的内壁脱离接触或接触不良，从而导致向目标部位的次优(或没有)能量递送。甚至，当神经调节单元足够好地对准以开始处理时，也可能在此之后发生未对准和迁移，并干扰壁接触，从而潜在地需要中止处理。当神经调节单元保持直接附接到截留在急弯处的相关联的轴时，校正神经调节单元的未对准可能是有挑战的。

I.导管和相关装置的所选实施例

图1是局部示意图，示出了根据本技术的实施例构造的肺部神经调节系统100(“系统100”)。系统100包括脉管内导管110，其经由连接器130(例如，缆线)可操作地联接到能量源或能量发生器132。导管110可包括具有近侧部分114和远侧部分118的细长轴116。导管110也包括在近侧部分114处的柄部组件112。导管110还可包括治疗组件104，治疗组件104由细长轴116的远侧部分118承载或固结到远侧部分118，并且治疗组件104可具有构造成调节在处理位置处或附近的神经的一个或多个能量递送元件106。细长轴116可被构造成将治疗组件104在脉管内定位在肺动脉、肾动脉或其它血管内的处理位置处，或者在非脉管递送中穿过食道、支气管或人类患者的另一个天然存在的身体管腔。

能量发生器132可被构造成生成所选形式和/或量值的能量，以用于经由治疗组件104的(多个)电极106递送至处理部位。例如，能量发生器132可包括能量源(未示出)，其被构造成生成RF能量(例如，单极或双极)、脉冲EF能量、微波能量、光能量、超声能量(例如，脉管内递送的超声波、体外超声波、高强度聚焦的超声波(HIFU))、直接热能、化学物质、辐射(例如，红外线、可见光、γ射线)、或另一种合适类型的能量。在装置的一些实施例中，该装置可以被构造用于与低温治疗能量源一起使用，和/或与一种或多种化学物质源一起使用(例如，以将低温治疗能量和/或(多种)化学物质提供至目标部位以进行PAN)。在特定实施例中，能量发生器132包括RF发生器，其可操作地联接到治疗组件104的一个或多个电极106。

在一些实施例中，作为对能量递送元件106的替代或附加方案，治疗组件104可具有端口或其它物质递送特征部，以通过递送一种或多种化学物质来产生基于化学的神经调节。例如，合适的化学物质包括胍乙啶、一种或多种醇(例如，乙醇)、酚、神经毒素(例如，长春新碱)或选择用来改变、破坏或中断神经的其它合适的药剂。另外，在一些实施例中，物质递送特征部可被构造成将一种或多种疼痛管理剂(例如，麻醉剂)递送至处理部位和/或递送一种或多种物质，所述物质促进或以其它方式控制由一个或多个电极106递送的能量和/或进行神经敏感化或激活。

此外，能量发生器132可被构造成控制、监测、供应或以其它方式支持导管110的操作。例如，诸如脚踏板144的控制机构可以连接(例如，气动连接或电连接)到能量发生器132，以允许操作者启动、终止和/或调整能量发生器的各种操作特性，如功率递送。在一些实施例中，能量发生器132可被构造成经由(多个)电极106提供单极电场的递送。在这样的实施例中，一个或多个中性或弥散电极142可以电联接到能量发生器132并且选择性地定位在患者体内的位置处(例如，在食道、支气管等处、附近或之内)和/或附接到患者(未示出)的外部。弥散电极142可被定位成在特定方向上和/或朝着或远离特定解剖位置导向所施加的电场。另外，可能有利的是将弥散电极定位成使得它不妨碍成像装置的视线。

在一些实施例中，系统100包括远程控制装置(未示出)，其可被构造成被消毒以有利于其在无菌区内使用。远程控制装置可被构造成控制治疗组件104、能量发生器132和/或系统100的其它合适的部件的操作。例如，远程控制装置可被构造成允许治疗组件104的选择性启用。在其它实施例中，远程控制装置可以被省略，并且其功能可以并入柄部112或能量发生器132中。

如图1所示，能量发生器132还可包括指示器或显示屏136。能量发生器132可包括其它指示器，包括一个或多个LED、构造成产生听觉指示的装置和/或其它合适的通信装置。在图1所示的实施例中，显示器136包括用户接口，其被构造成从用户接收信息或指令和/或将反馈提供给用户。例如，能量发生器132可被构造成在处理程序之前、期间和/或之后将反馈经由显示器136提供给操作者。反馈可基于来自与治疗组件104相关联的一个或多个传感器(未示出)的输出，例如，(多个)温度传感器、(多个)阻抗传感器、(多个)电流传感器、(多个)电压传感器、(多个)流量传感器、(多个)化学传感器、(多个)超声传感器、(多个)光学传感器、(多个)压力传感器和/或其它感测或监测装置。在一些实施例中，传感器可用来监测或检测目标神经结构的存在性或位置和/或评估处理的程度或功效，如下文参照图21-28将更详细地讨论的。

系统100还可包括控制器146，其具有例如存储器(未示出)和处理电路(未示出)。存储器和存储装置为计算机可读存储介质，其可以用诸如(多个)诊断算法133、(多个)控制算法140和/或(多个)评价/反馈算法138的非暂时性计算机可执行指令来编码。控制算法140可在系统100的处理器(未示出)上执行，以控制向电极106的能量递送。在一些实施例中，用于特定患者的自动化控制算法140的一个或多个参数的选择可以由诊断算法133来引导，诊断算法133在能量递送之前测量并评价一个或多个操作参数。诊断算法133在启用电极106之前将患者特定的反馈提供至临床医生，该反馈可用来选择合适的控制算法140和/或修改控制算法140，以增加有效神经调节的可能性。

虽然在图1所示实施例中，控制器146被并入能量发生器132中，但在其它实施例中，控制器146可以是与能量发生器132不同的实体。例如，作为附加或替代方案，控制器146可以是(多个)个人计算机、(多个)服务器计算机、(多个)手持或膝上装置、(多个)多处理器系统、(多个)基于微处理器的系统、(多个)可编程的消费电子器件、(多个)数字照相机、(多个)网络PC、(多个)小型计算机、(多个)大型计算机和/或任何合适的计算环境。

在一些实施例中，能量源132可包括泵150或其它合适的压力源(例如，注射器)，其在导管110的远侧部分118处可操作地联接到灌注端口(未示出)。在其它实施例中，泵150可以是与能量源132分离的独立装置。由泵150生成的正压可用来例如将保护剂(例如，盐水溶液)经灌注端口推至处理部位。在另外的其它实施例中，导管110可包括适配器(未示出)(例如，鲁尔锁)，其被构造成可操作地联接到注射器(未示出)，并且注射器可用来将压力施加到轴116。在特定实施例中，泵150或其它合适的压力源可被构造成将上述可递送药剂中的一种或多种通过灌注端口推送至处理部位(例如，基于化学的神经调节剂、疼痛管理剂、能量增强/控制剂、影响神经敏感性或激活的药剂等)。

图2A是根据本技术的实施例的处于低轮廓或递送状态的治疗组件104的侧视图。治疗组件104的近侧区域208可由细长轴116的远侧部分118承载或固结到该远侧部分118。例如，治疗组件104的全部或一部分(例如，近侧部分)可以是轴116的一体延伸部。治疗组件104的远侧区域206可以在远侧端接有例如无创的柔性弯曲顶端214，顶端214在其远端处具有开口212。在一些实施例中，治疗组件104的远侧区域206也可以被构造成接合系统100或导管110的另一个元件。

图2B是图2A的治疗组件104的一部分的放大视图，并且图2C是沿着图2A中的线2C-2C截取的横截面端视图。一起参看图2A-2C，治疗组件104可包括由螺旋/盘旋形支撑结构210承载的所述一个或多个能量递送元件106。螺旋/盘旋的支撑结构210可具有一匝或多匝(例如，两匝等)。合适的能量递送元件的示例包括RF电极、超声换能器、低温治疗冷却组件、和/或递送其它类型能量的其它元件。例如，能量递送元件106可以是分开的带状电极，它们沿着支撑结构210(例如，在沿着支撑结构210的长度的不同部分处粘结、焊接(例如，激光结合)或通过机械干涉结合到支撑结构210)轴向间隔开。在其它实施例中，治疗组件104可具有在轴116的远侧部分118处或附近的单个能量递送元件106。

在支撑结构包括多于一个能量递送元件的实施例中，支撑结构可包括例如在1和12个之间的能量递送元件(例如，1个元件、4个元件、10个元件、12个元件等)。在一些实施例中，能量递送元件可沿着支撑结构间隔开每1mm至50mm，例如每2mm至每15mm(例如，每10mm等)。在部署构型中，支撑结构和/或治疗组件可具有在约12mm和约20mm之间(例如，在约15mm和约18mm之间)的外径。另外，支撑结构和能量递送元件可被构造用于在引导导管(在5Fr和9Fr之间)内递送。在其它示例中，可以使用其它合适的引导导管，并且导管110的外部尺寸和/或布置可相应地变化。

在一些实施例中，能量递送元件106由金、铂、铂和铱的合金、其它金属、和/或其它合适的导电材料形成。能量递送元件106的数目、布置、形状(例如，螺旋电极和/或线圈电极)和/或组合物可以变化。各个能量递送元件106可由导体或双股线300(图2C)电连接到能量发生器132，导体或双股线300延伸穿过轴116和/或支撑结构210的管腔302。例如，各个能量递送元件106可以焊接或以其它方式电联接到对应的能量供应线300，并且线300可穿过细长轴116延伸轴116的整个长度，使得线300的近端联接到柄部112和/或能量发生器132。

在特定实施例中，导管110可包括电气元件211(图2A)，该电气元件沿着轴116定位在能量递送元件106和轴116的近侧部分之间。电气元件211可经由它们相应的双股线300电联接到能量递送元件106。导管110可包括附加的双股线(未示出)，其将电气元件211和能量发生器132电联接。例如，附加的双股线可从电气元件211向近侧延伸穿过轴116，使得线的近端联接到柄部112和/或发生器132。在一些实施例中，电气元件211可包括模数转换器，其被构造成从能量发生器132接收模拟信号并将数字信号发送至能量递送元件106。使用模数转换器可能是有利的，因为不像模拟信号，数字信号不易受干扰影响。在这些和其它实施例中，电气元件211可包括多路复用器，其被构造成独立地向能量递送元件中的一个或多个发送信号和/或从能量递送元件中的一个或多个发送信号。

如在图2B的放大剖切图中所示，支撑结构210可以是管子(例如，柔性管)，并且治疗组件104可包括定位在该管子内的预成型控制构件220。在部署时，控制构件220可使治疗组件104的至少一部分形成为部署状态(图3C-3E)。例如，控制构件220可具有预设构型，其使治疗组件104的至少一部分在部署状态时处于螺旋/盘旋构型(图3C-3E)。在一些实施例中，控制构件220包括管状结构，该结构包括具有穿过其中的管腔222的镍钛诺多股绞线，其以商标HELICAL HOLLOW(HHS)销售并且可从印第安那州韦恩堡的Fort WayneMetals商购获得。管腔222可限定用于接纳导丝(未示出)的通路，导丝从在治疗组件104的顶端214处的开口212(图2A)向近侧延伸。在其它实施例中，控制构件220可由不同材料构成和/或具有不同的构型。例如，控制构件220可由镍钛合金(镍钛诺)、形状记忆聚合物、电活性聚合物或其它合适的形状记忆材料形成，该材料被预成形或预成型为所需的部署状态。备选地，控制构件220可由多种材料形成，如一种或多种聚合物和金属的复合材料。

如图2C所示，支撑结构210可被构造成抵靠控制构件220和/或丝300紧密地配合，以减小在支撑结构210的内部部分和定位在其中的部件之间的空间。例如，控制构件220和支撑结构210的内壁可紧密接触，使得在控制构件220和支撑结构210之间的空间极小或没有空间。这样的布置可帮助减小或防止在部署期间在治疗组件104中形成皱纹。支撑结构210可由一种或多种聚合物材料构成，例如，聚酰胺、聚酰亚胺、以商标销售的聚醚-酰胺嵌段共聚物、聚对苯二甲酸乙二醇酯(“PET”)、聚丙烯、以商标销售的脂族聚碳酸酯基热塑性聚氨酯、TPU、聚醚醚酮(“PEEK”)聚合物、或为支撑结构210提供足够的柔韧性的另一种合适的材料。

在一些实施例中，当治疗组件104和/或支撑结构210处于部署构型时，治疗组件104和/或支撑结构210优选地限定大于或等于大约0.040英寸的最小宽度。另外，支撑结构210和能量递送元件106被构造用于在不小于5弗伦奇引导导管的引导导管内递送。在其它示例中，可以使用其它合适的引导导管，并且导管110的外部尺寸和/或布置可相应地变化。

参看图2A，弯曲的顶端214可被构造成为导丝提供出口(例如，经由开口212)，该出口将导丝导向远离在处理位置处或附近的脉管或管腔的壁。因此，当治疗组件104从图2A所示递送状态膨胀时，弯曲的顶端214可有利于治疗组件104在脉管或管腔中对准。此外，当导丝的远端被从开口212推进时，弯曲的顶端214可降低损伤脉管或管腔的壁的风险。顶端214的曲率可根据治疗组件104和/或在处理位置处的解剖结构的特定尺寸/构型而变化。在一些实施例中，顶端214也可包括定位在沿着顶端214的长度的任何地方的射线不可透标记物(未示出)和/或一个或多个传感器(未示出)。例如，在一些实施例中，顶端214可包括材料(例如，相同或不同的材料)的一个或多个层，并且射线不可透标记物可被夹在两个或更多个层之间。备选地，射线不可透标记物可被软钎焊、胶合、层合或机械锁定到顶端214的外表面。在其它实施例中，整个顶端214或顶端214的一部分可由射线不可透材料制成，或包括射线不可透材料，和/或顶端214可涂有射线不可透材料。顶端214可通过粘合剂、压接、包覆成型或其它合适的技术固结到支撑结构210的远端。

柔性弯曲顶端214可由聚合物材料(例如，以商标下销售的聚醚-酰胺嵌段共聚物)、热塑性聚醚型聚氨酯材料(以商标或下销售)、或具有所需性质(包括所选硬度)的其它合适材料制成。如上所述，顶端214被构造成提供用于导丝的开口，并且希望顶端自身在操作期间保持所需的形状/构型。因此，在一些实施例中，一种或多种附加材料可添加到顶端材料，以帮助改善对顶端形状的保持。在一个特定实施例中，例如约5至30重量％的硅氧烷可与顶端材料(例如，热塑性聚醚型聚氨酯材料)共混，并且电子束或γ照射可用来引发材料的交联。在其它实施例中，顶端214可由(多种)不同的材料形成和/或具有不同的布置。

II.所选递送实施例

参看图3A1和3A2，治疗组件104的脉管内递送可包括在进入部位的脉管系统内经皮插入导丝115以及使导丝前进至MPA。合适的进入部位包括例如股(图3A1)、肱、桡、腋、颈(图3A2)或锁骨下的动脉或静脉。轴116和/或治疗组件104的管腔222(图2B和2C)可被构造成以丝上或快速切换构型来接纳导丝115。如图3B所示，轴和治疗组件(处于递送状态)可接着沿着导丝115推进，直到治疗组件104的至少一部分到达处理位置。如图3A所示，轴116的近侧部分114的部段可由操作者在体外定位和操纵(例如，经由图1中所示致动器128)，以将轴推进通过有时为曲折的脉管内路径，并远程操纵轴的远侧部分。

图像引导(例如，计算机断层扫描(CT)、荧光镜透视检查、脉管内超声波(IVUS)、光学相干断层扫描(OCT)、心内回波心动描记法(ICE)、或另一种合适的引导方式、或它们的组合)可用来辅助临床医生定位和操纵治疗组件104。例如，荧光镜透视检查系统(例如，包括平板探测器、X射线或C形臂)可被旋转，以准确地可视化和识别靶处理部位。在其它实施例中，处理部位可使用IVUS、OCT和/或其它合适的图像标测方式定位，该图像标测方式在递送导管110之前将靶处理部位与能识别的解剖结构(例如，脊柱特征)和/或射线不可透的标尺(例如，定位在患者下方或身上的)相关联。此外，在一些实施例中，图像引导部件(例如，IVUS、OCT)可集成于导管110和/或平行于导管110延伸，以在治疗组件110的定位期间提供图像引导。例如，图像引导部件(例如，IVUS或OCT)可联接到导管110的远侧部分以提供靠近目标部位的脉管系统的三维图像，以便有利于将治疗组件104部署或定位在目标血管内。

一旦治疗组件104被定位在例如肺动脉内的处理位置，导丝115就可被至少部分地从治疗组件104移除(例如，撤出)或引入(例如，插入)治疗组件104中，以将治疗组件104转变或者说是移动至部署构型。图3C是在主肺动脉内处于部署构型的图2A中所示治疗组件104的侧视图，图3D是在左肺动脉内的治疗组件104的侧视图，并且图3E是根据本技术的实施例在右肺动脉内的治疗组件104的侧视图。如图3B-3D所示，在部署状态下，治疗组件104的至少一部分可被构造成接触肺动脉的内壁并造成完整圆周的损伤灶，而不需要重新定位。例如，治疗组件104可被构造成形成连续或不连续的损伤灶，该损伤灶是在垂直于脉管的纵向轴线的单个平面内呈完整圆周的(参见例如图22A)。在其它实施例中，治疗组件104可被构造成形成连续或不连续的损伤灶，该损伤灶沿着特定长度的脉管(例如，在处理位置的纵向区段处大体上非周向的)围绕脉管的圆周包裹(一次或多次)。在若干这样的实施例中，损伤灶可具有螺旋/盘旋构型。这可有利于精确且高效的处理，并具有脉管狭窄的较低可能性。在其它实施例中，治疗组件104可被构造成在处理位置的单个纵向区段处形成部分圆周的损伤灶或完整圆周的损伤灶。在一些实施例中，治疗组件104可被构造成，在不接触脉管壁的情况下造成有疗效的神经调节(例如，使用超声能)。

如图3C-3E所示，在部署状态下，治疗组件104限定基本上螺旋/盘旋的结构，该结构沿着螺旋/盘旋路径与肺动脉壁接触。该布置的一个优点在于，来自螺旋/盘旋结构的压力可施加到大范围的径向方向，而不将压力施加到肺部脉管的周向上。因此，当肺部脉管壁在任何方向上移动时，盘旋/螺旋形状的治疗组件104预计在能量递送元件106和肺部脉管壁之间提供稳定接触。此外，沿着螺旋/盘旋路径施加到肺部脉管壁的压力较不可能使脉管的周向拉伸或扩张，而该拉伸或扩张由此会对脉管组织造成伤害。膨胀的螺旋/盘旋结构的又一个特征在于，它可以在大范围的径向方向上接触肺部脉管壁，并且在肺部脉管中保持充分开放的管腔，以允许血液在治疗期间流过螺旋/盘旋。在其它实施例中，治疗组件104可限定沿着圆形或完整周向路径而与肺动脉壁接触的圆形结构(参见例如图22A)。

在一些手术中，可能有必要将治疗组件104的定位调整一次或多次。例如，治疗组件104可用来调节靠近主肺动脉、左肺动脉和/或右肺动脉和/或任何分支或延伸的壁的神经。另外，在一些实施例中，治疗组件104可以在相同的手术中被重新定位在相同的肺部脉管内多次。在重新定位之后，临床医生可以接着重新启用治疗组件104以调节神经。

很多时候，可能有利的是在身体内的两个或更多个位置处调节神经和/或电信号。作为示例，可以使用一个装置来调节肾神经，而使用另一个装置来调节心脏中的电信号。作为另一示例，肺部神经调节可以在身体中的一个位置进行，而电信号的调节可以在心脏中进行(例如，同时或依次进行)。在一些实施例中，调节可以导致处理位置中的一者或多者的去神经支配。在某些实施例中，心脏组织(例如，患者心脏的右心房)可以被消融，以调节心脏内的电信号(例如，防止出现异常电信号)，并且患者的一个或多个肾动脉也可以被消融，以调节靠近一个或多个肾动脉的神经(例如，沿着一个或多个肾动脉的外部延伸的神经)。对神经和/或电信号的调节会导致肺动脉高血压的临床症状的减轻。身体内的两个或更多个不同位置可以在同一手术中(在相同时间或不同时间)和/或在不同手术中(例如，一个手术在另一个手术完成后立即进行，或者在另一个手术完成后几天、几周或几个月内进行)被调节。另外，可以在一个患者身上使用不同类型的去神经支配。

在一些方法中，可以使用机械装置，例如调节血流、形成吻合部和/或影响压力感受器的装置(例如，植入物)。这样的装置可以单独地(例如，在不同位置使用多个相同类型的装置)、彼此组合地和/或与调节神经和/或电信号的装置组合地使用。

虽然图3C-3E中所示实施例示出了呈盘旋或螺旋形状构型的部署的治疗组件104，但在其它实施例中，治疗组件104和/或治疗组件104的其它部分可具有其它合适的形状、大小和/或构型(例如，弯曲的、偏转的、“之”字形的、马莱科等)。其它合适的治疗组件构型、部署构型和/或部署机构的示例可见于以下专利中：提交于2010年10月22日的美国专利申请第12/910,631号；提交于2011年10月25日的美国专利申请第13/281,361号；提交于2012年5月5日的美国临时专利申请第61/646,218号；提交于2013年10月24日的美国临时专利申请第61/895,297号；提交于2011年10月25日的PCT申请第PCT/US11/57754号；提交于2013年3月11日的美国专利第8,888,773号；以及提交于2012年11月6日的美国专利申请第13/670,452号。上述参考文献全部以引用方式全文并入本文中。装置和系统的非限制性示例包括Symplicity Flex^TM、Symplicity Spyral^TM多电极RF消融导管和Arctic Front Advance^TM心脏冷冻消融系统。

图4示出了治疗组件404的另一个实施例，其包括由单丝电极406限定的支撑结构410。例如，支撑结构410可以是单极的单金属丝(例如，镍钛诺)，其被预成形为螺旋/盘旋形状。单丝电极406可具有沿着其长度的全部或大部分连续的导电表面，使得它形成围绕盘旋/螺旋的整个或几乎整个匝的连续的螺旋损伤灶。在一些实施例中，丝电极406可具有在约0.002英寸和约0.010英寸之间(例如，约0.008英寸)的直径。在其它实施例中，治疗组件404可包括“接地”电极，其与在盘旋/螺旋的更近侧部分处的盘旋电绝缘(例如，双极构型)。盘旋/螺旋可具有恒定的直径，或者在其它实施例中，盘旋/螺旋可具有变化的直径。例如，盘旋/螺旋可具有在远侧方向或近侧方向上渐缩的直径。在其它实施例中，单丝电极具有分立的介电涂层区段，这些区段彼此间隔开以限定在介电涂层区段之间的分立的能量递送元件。单丝电极可由形状记忆金属或其它合适的材料制成。另外，控制算法140(图1)可被调整，以说明单丝电极406的增加的接触表面积，使得可以达到足够的消融深度，而不结疤或使脉管的内壁过热。

在一些实施例中，单丝电极406可随引导导管(未示出)或附加的护套(未示出)递送，以实现精确的定位和部署。引导导管(未示出)可被推进和/或操纵，直到定位在靠近处理部位的所需位置处。治疗组件404可接着被插入并穿过引导导管。在一些实施例中，一旦离开引导导管的远端，治疗组件404立即膨胀成螺旋/盘旋形状。在其它实施例中，单丝电极406可以是管状的，并且当导丝(穿过其中放置)在近侧方向上被移除时转变成螺旋/盘旋形状。在另外的其它实施例中，一旦离开引导导管的远端，治疗组件404立即膨胀成圆形形状。

A.旋转装置和方法

如图5A和图5B所示，治疗组件104可被构造成，当从轴116向远侧推进或从轴116向近侧回缩时，围绕纵向轴线A旋转。例如，当治疗组件104向远侧推进时，盘旋/螺旋结构可在第一方向上旋转，如由图5A中的箭头D1所示。同样，当治疗组件104向近侧回缩时，盘旋/螺旋结构可在第二方向上旋转，如由图5B中的箭头D2所示。这样的旋转特征在肺部脉管中会是特别有利的，因为至少在MPA处以及LPA和RPA的近侧部分处，肺部脉管具有相对大的直径，该直径可能需要大量的损伤灶以提供完整周向覆盖和/或有效的处理。为了对此进行补偿，在肺部脉管中的有效处理常常可能需要治疗组件104的多次旋转，以重新定位治疗组件104并实现这样的完整周向损伤灶。另外，治疗组件104的旋转可有助于操纵治疗组件104通过脉管中的转弯处，例如当进入较大脉管的分支或区段(例如，从MPA进入LPA和RPA)时。

图6是根据本技术构造的导管的另一个实施例的侧视图。导管可包括治疗组件604，其大体上类似于此前描述的治疗组件104(本文结合图1-4引用)。如图6所示，导管包括内护套617，其在引导导管616和治疗组件604之间可滑动地定位在引导导管616内。在某些脉管中，在治疗组件604和脉管壁之间的接触力可使向远侧和/或向近侧旋转治疗组件604变得困难。同样，导管和/或承载导管的护套可能不够柔韧以匹配在处理位置附近的解剖结构的曲率，例如，在MPA和RPA和/或LPA之间的肺动脉的曲率。这会造成导管和/或护套进入身体管腔而与身体管腔的纵向轴线未对准。由于本技术的内护套617，引导导管616和内护套617可彼此独立地沿着中心轴线旋转。此外，内护套617可以是足够柔韧的，以至少使治疗组件604(定位在相对稳定的肺部脉管内)从定位在收缩和膨胀的心脏内或更近处的导管(例如，引导导管616)脱开。该特征可能是有利的，因为例如当导管和/或轴的至少一部分被定位在心脏内时，引导导管616常常将心脏的泵送运动转移至治疗组件604。此外，内护套617也可将治疗组件604相对于脉管壁选择性地定位。例如，在一些实施例中，可能有利的是，在能量递送之前、期间或之后将治疗组件604定位在脉管管腔内的中心位置。

图7A和图7B示出了带有内护套617的导管的各种部署构型的示例。如图7A所示，轴616可沿着MPA刚好在LPA(或RPA(未示出))的口的近侧处推进。内护套617(包含治疗组件604)可接着推进经过轴616的远端并进入LPA，以部署治疗组件604。如图7B所示，在一些实施例中，轴616可刚好在肺动脉瓣的远侧处推进。内护套617可接着推进经过轴616的远端，经过分叉，并且进入LPA，以部署治疗组件604。

B.锚固装置和方法

本文所公开的PN系统和/或治疗组件可包括一个或多个锚固装置，以用于使远侧部分和/或治疗组件相对于脉管壁稳定和/或将远侧部分和/或治疗组件相对于脉管壁选择性地定位(例如，在脉管管腔内的中心位置、选择性地从脉管管腔的中心偏移)。

图8例如是根据本技术的显示在LPA内处于部署构型的导管的另一个实施例的侧视图。导管可以大体上类似于此前描述的导管110或(本文结合图1-7A引用)。然而，如图8所示，导管包括沿着其轴816和/或内护套817的至少一部分的固定构件801(示意性地示出以仅用于示意性的说明)。固定构件801可被构造成接触肺部脉管的内壁并且使远侧部分818和/或治疗组件804相对于肺部脉管稳定。这样的稳定可以是有利的，因为肺部脉管由于周围解剖结构(特别是心脏的收缩和舒张)以及呼吸循环而恒定地移动。如此前所讨论的，到肺部脉管的最常见的脉管内入路涉及导管和/或轴的至少一部分在心脏内的定位。因此，轴使心脏的泵送运动转移至治疗组件804。固定构件801可至少使治疗组件804稳定在肺部脉管内，使得导管(例如，轴816)的移动不会影响治疗组件804和脉管壁的对准和/或接触。在一些实施例中，固定构件801可以是无创伤的或非组织穿透的，而在其它实施例中，固定构件801可以是组织穿透的(例如，通过径向力嵌入组织中)。固定构件801可具有适合使治疗组件804相对于脉管稳定的任何大小或构型。

图9是根据本技术的被显示为在LPA内处于部署构型的导管的另一个实施例的侧视图。导管可包括可膨胀的内护套901，当处于部署构型时，内护套901在目标位置(例如，肺部脉管)处膨胀至大体上等于或大于脉管的内半径的外半径。因此，护套901的至少远端903可膨胀以接合脉管壁，从而抵靠脉管壁施加径向向外的力，并使护套901稳定。在一些实施例中，护套901可包括可膨胀的支架状结构，该结构在递送状态下在细长轴916内塌缩，并且当推进越过细长轴916的远端915时膨胀至部署状态。一旦被部署，护套901有助于将治疗组件904与轴916机械隔离。护套901可具有大体上渐缩的形状，使得护套901的远端903具有比近端(未示出)大的直径。在一些实施例中，护套901的至少一部分可包括构造成接合脉管壁的一个或多个固定构件。

图10是根据本技术的被显示为在RPA内处于部署构型的导管的另一个实施例的侧视图。导管可包括引导护套1006和可滑动地穿过引导护套1006定位的带周向凹槽或螺纹的细长构件1010。如图10所示，细长构件1010可与锚固件1002配合。一旦部署，锚固件1002可通过摩擦力和/或固定构件(未示出)固定或固连到脉管壁(参见图8和所附的描述)。在操作中，导管1017从其近端(未示出)的插入造成治疗组件1004在远侧方向上旋转，同时锚固件1002保持相对地大体上静止。在一些实施例(未示出)中，锚固件1002可固定到引导护套1006。

图11是根据本技术的被显示为在RPA内处于部署构型的导管的另一个实施例的侧视图。导管可包括可膨胀的锚固件1101，其被构造成抵靠脉管壁的至少一部分膨胀，并使治疗组件1104相对于局部解剖结构固定。例如，如图11所示，一旦被向远侧推进经过导管轴1106，可膨胀的锚固件1101可膨胀并且抵靠脉管壁施加向外的力。在特定实施例中，锚固件1101可同时接合肺动脉的一个或多个分支和/或在肺动脉的一个或多个分支中施加接触力。例如，如在图示实施例中所示，锚固件1101可跨越MPA的分叉而进入LPA和/或RPA。另外，锚固件1101可具有在近侧和/或远侧方向上渐缩的形状，并且在其它实施例中锚固件1101可具有沿着其长度相对均匀的横截面积。在另外的其它实施例中，锚固件1101可具有主体和一个或多个分支(未示出)，该分支被构造成分别定位在MPA与LPA或RPA的至少一部分内。在一些实施例中，可膨胀的锚固件1101可以是支架、球囊、自膨胀篮或其它合适的可膨胀的或形状变化的结构或装置。

C.张力缓解装置和方法

图12是具有根据本技术的实施例构造的可塌缩的内轴1201的导管的另一个实施例的侧视图。治疗组件1204的至少近侧部分可由内轴1201承载。如图12所示，内轴1201可具有“伸缩式”设计，该设计允许内轴1201自由地延伸和回缩，使得由心动周期、呼吸等引起的轴1216的近侧和远侧移动不会将治疗组件104牵拉或推动至脱离位置。相反，这样的运动由内轴1201的可伸缩/可延伸设计所吸收。在一些实施例中，导管可包括锁定和/或启用机构(未示出)，使得内轴1201的延伸/回缩的时间和/或范围可由临床医生控制。在另外的实施例中，内轴可以是沿着长度的至少一部分呈波状的，以允许延伸和回缩。同样，在特定实施例中，内轴1201可以是具有多个部段的编织结构，所述多个部段具有交替的柔韧性(例如，通过改变丝直径、丝数量等)。因此，分段的内轴1201将允许随着运动而压缩和延伸，由此将治疗组件1204与轴1206(至少部分地)机械隔离。

图13是导管的另一个实施例的侧视图，该导管具有治疗组件1304，治疗组件1304通过隔离元件1315与轴1316机械隔离。隔离元件1315可包括可操作地连接到治疗组件1304的第一部分1303、可操作地连接到轴1316的第二部分1305、以及在第一部分1303和第二部分1305之间的连接器1301。连接器1301可具有足够的松弛度，使得治疗组件1304相对于它在其中膨胀的脉管的位置大体上不受轴1316的移动的影响。如上文所讨论的，在心脏收缩和舒张期间，轴1316的移动常常足够强，以沿着肺部脉管牵拉或推动治疗组件1304。例如，当心脏收缩时，通过使心肌收缩可向远侧牵拉轴1316，从而向远侧牵拉治疗组件1304(并且可能地脱离位置)。本技术的隔离元件1315将治疗组件1304与导管轴1316机械地隔离，从而在治疗组件1304保持相对静止的同时允许轴移动。在一些实施例中，导管可包括锁定和/或启用机构1307，其可操作地连接到隔离元件1315，使得治疗组件1304从轴1316释放的时间可由临床医生控制。用于使治疗组件从轴和/或导管机械隔离的另外的装置和部署方法可见于2013年3月15日提交的名称为“CATHETERS HAVING TETHERED NEUROMODULATION UNITSAND ASSOCIATED DEVICES,SYSTEMS,AND METHODS(具有栓系神经调节单元的导管和相关的装置、系统和方法)”的美国专利申请第13/836,309号中，该申请以引用方式全文并入本文中

在一些实施例中，治疗组件和/或支撑结构可被修改以缓解治疗组件和轴之间的张力。例如，如图14所示，支撑结构1410可包括在支撑结构1410和/或治疗组件1404的螺旋/盘旋的部分1403的近侧部段处的延伸区段1401。这样的延伸可在螺旋/盘旋的部分1403的近侧部段处提供更多的松弛度和更大的柔韧性。另外，一个或多个转弯(在图14中标以(1)、(2)、(3)和(4))可被添加到支撑结构1410，以增加治疗组件1404的柔韧性和/或延长潜力。在图15所示的特定实施例中，可包括沿着支撑结构1510的大体上直的部分的拐弯部段1501。类似于上文参照图14所述的特征，拐弯部段1501可提供增加的松弛，以吸收轴1516的破坏性运动。

D.附加实施例

图16A是根据本技术的实施例构造的导管设备1700(“导管1700”)的侧视图。导管1700可包括近侧部分1702、远侧部分1704、在近侧部分1702处的柄部组件1706、以及从柄部组件1706向远侧延伸的细长轴1710。细长轴1710的远侧部分1704可包括可致动部分1716和一个或多个能量递送元件1712(例如，电极)。例如，如图16A所示，导管1700可包括定位在轴1710的最远侧部分处的单个能量递送元件1712。在其它实施例中，导管1700可包括多于一个的能量递送元件1712，和/或一个或多个能量递送元件1712可被定位在沿着轴1710的长度的任何位置处。

柄部组件1706可包括控制器1708，其在轴1710的远侧部分1704处电联接到可致动部分1716。例如，导管1700可包括一根或多根线(图16A中未示出)，其从柄部组件1706通过轴或沿着轴向远侧延伸至可致动部分1716。如由箭头A所指示的，控制器1708使可致动部分1716的移动可使轴1710的远侧部分1704偏转、挠曲和/或弯曲，以将能量递送元件1712与轴1710的纵向轴线L间隔开。由可致动部分1716产生的这样的移动可例如用来将能量递送元件1712在处理部位处与脉管壁并置放置，如下文更详细解释的。

图16B是远侧部分1716的一部分的放大侧视图，图16C是沿着图16B中的线17C-17C截取的轴1710的横截面端视图。一起参看图16A-16C，可致动部分1716可包括围绕轴1710的周向间隔开的四个可偏转构件1714a-d(统称为可偏转构件1714)。在图16A-16C所示实施例中，可偏转构件1714围绕轴1710的周向均匀地间隔开，使得每个可偏转构件1714a-d对应于轴1710的不同象限。在其它实施例中，可致动部分1716可包括多于或少于四个的可偏转构件1714(例如，一个可偏转构件、两个可偏转构件、六个可偏转构件等)和/或可偏转构件1714可具有围绕轴1710的任何间距。可偏转构件1714可具有小于轴的长度的长度。在一个实施例中，可偏转构件1714可具有向能量递送元件1712的近侧间隔开的远侧末端和在轴1710的远侧部分1704内的近侧末端。例如，可偏转构件1714可具有约0.5cm至约10cm、约1cm至约5cm或更具体地约1cm至约2cm的长度。可偏转构件1714a-d中的每一个可包括延伸穿过其中的线1718a-d(统称为线1718)。线1718a-d中的每一个可从对应的可偏转构件1714a-d中的一个的近侧部分沿着轴1710向近侧延伸至柄部1706。线1718可在轴1710中彼此电隔离(例如，经由单独的管腔(未示出)、将线嵌入聚合物中等)。这样，可偏转构件1714a-d中的每一个可由柄部组件1706独立地电气控制。

在操作中，在将轴1710的远侧部分1704定位在邻近脉管壁(未示出)的处理部位时，可偏转构件1714中的一个或多个可被致动，以使远侧部分1704在所需方向上弯曲。例如，对可偏转构件1714a的选择(例如，通过控制器)将电流沿着丝1718a向远侧发送至可偏转构件1714a，从而导致可偏转构件1714a向外(参见箭头B_a)且远离轴1710的纵向轴线而弯曲。第二至第四可偏转构件1714b-d可以类似的方式被致动。本技术的独立地操纵轴的远侧部分(相对于轴的其余部分)的能力可能是有利的，尤其是在肺部情况中，以补偿在紧邻心脏的脉管中存在的脉动动态流动条件。此外，这样的独立控制可能有利于微调远侧部分的变形，以定位或导航在肺部系统处和附近的曲折脉管系统。

在一些实施例中，可偏转构件1714a-d可各自包括双金属条，该双金属条包括邻近第二材料定位的、具有第一热膨胀系数(CTE)的第一材料，第二材料具有不同于第一CTE的第二热膨胀系数(CTE)。线1718a-d可被定位在第一和第二材料之间，并且第一和第二材料可沿着它们的长度彼此联接。随着电流流过线1718，第一和第二材料开始被加热。由于第一和第二材料具有不同的CTE，第一和第二材料的长度将以不同的速率膨胀。结果，可偏转构件将在具有较低CTE的材料的方向上弯曲。在一些实施例中，第一和第二材料可包括铂(具有约9(10^-6K^-1)的线性CTE)、铝(具有约22.2(10^-6K^-1)的CTE)、银(具有约429(10^-6K^-1)的线性CTE)和钢(具有约13(10^-6K^-1)的线性CTE)。

另外，可偏转构件1714a-d可各自包括定位在基底材料之上或附近的压电材料(例如，机电聚合物)。压电材料和基底材料可沿着它们的长度彼此联接，使得当电流被施加到可偏转构件(例如，通过线1718)时，压电材料伸长，而基底不伸长，从而使可偏转构件弯曲。

在一些实施例中，导管1700可包括沿着轴1710的长度间隔开的多个可致动部分。当被致动时，所述多个可致动部分可使轴1710在多个位置处和/或在不同方向上弯曲。在这样的实施例中，可偏转构件的数量、尺寸、形状和/或间距可在各可致动部分之间相同或不同。

图17A是根据本技术的另一个实施例构造的处于低轮廓状态的导管1800的一部分的立体图。如图17A所示，导管1800可包括轴1810，该轴具有近侧部分(未示出)和构造成在脉管内定位于处理部位处的远侧部分。远侧部分可包括凹陷部分1816和无创的远端区域1812。凹陷部分1816可容纳可变形构件1802。图17B中示出了可变形构件1802的隔离的放大视图。一起参看图17A和17B，可变形构件1802可包括第一传导构件1806，其被定位在第二传导构件1808上。第一构件1806和第二构件1808可各自包括金属。在一些实施例中，第一构件1806可为具有第一CTE的第一材料，并且第二构件1808可为具有不同于第一CTE的第二CTE的第二材料。从导管1800(未示出)的近侧部分延伸的线1814可联接到第一传导构件1806和第二传导构件1808。例如，线1814可被定位在第一构件1806和第二构件1808之间。第一传导构件1806和第二传导构件1808可沿着它们的长度彼此联接。在一些实施例中，第一和第二传导构件可各自包括铂(具有约9(10^-6K^-1)的线性CTE)、铝(具有约22.2(10^-6K^-1)的CTE)、银(具有约429(10^-6K^-1)的线性CTE)和钢(具有约13(10^-6K^-1)的线性CTE)。

仍然参看图17A-17B，第一传导构件1806和第二传导构件1808可涂有绝缘材料或以其它方式被绝缘材料所包围。第一传导构件1806可包括两个能量递送元件1804，其包括第一传导构件1806的暴露部分(例如，在绝缘材料中的开口)。在其它实施例中，可变形构件1804可包括多于或少于两个能量递送元件(例如，一个能量递送构件、三个能量递送构件等)。

图17C是处于低轮廓状态的导管1800的远侧部分的侧视图，图17D是处于部署状态的导管1800的远侧部分的侧视图。为方便说明，凹陷部分1816的侧壁以虚线显示。一起参看图17A-17D，随着电流流过线1814，第一传导构件1806和第二传导构件1808开始加热。由于第一传导构件1806和第二传导构件1808具有不同的CTE，第一传导构件1806和第二传导构件1808的长度将以不同的速率膨胀。结果，可变形构件1802将在具有较低CTE的材料的方向上弯曲，从而远离轴1810的纵向轴线伸出并且在处理部位处与脉管壁并置。

图18是根据本技术的实施例构造的可磁性变形的导管系统1900的示意图。如图18所示，导管系统1900可包括磁场发生器1902(例如，磁共振成像(MRI)系统等)，其被构造成定位在患者P和导管1904的外部。导管1904可包括细长轴1910和联接到细长轴1910的远侧部分的可磁致动部分1906。当磁场发生器1902被激活时，磁场使轴1910(未示出)的可磁致动部分1906变形，以实现所需的轴1910的构型。

图18的导管1904可具有单个能量递送元件1908，或者在其它实施例中导管1900可包括沿着轴1910定位的多于一个的能量递送元件1908。另外，导管1900可包括沿着轴1910定位的多于一个的可磁致动部分1906。

当从肺部脉管内调节神经时，希望避免对脉管的完全封堵，因为身体的血液的100％流过肺脉管系统的部分(例如，MPA)。本技术的导管、导管系统和方法中的一些提供用于有效调节与肺部系统通信的神经的非封堵性手段。在其它实施例中，本技术的导管、导管系统和方法可提供用于有效调节与肺部系统通信的神经的封堵性手段。

图19-20是这样的非封堵性导管的两个附加实施例的剖视图。图19示出了根据本技术的实施例构造的处于部署状态的非封堵性导管2000，其被定位在脉管V中。如图19所示，导管2000可包括超声换能器2002、定位在超声换能器2002周围的第一可膨胀构件2004(例如，球囊、丝笼等)、以及邻近第一球囊2004定位的第二可膨胀构件2006(例如，球囊、丝笼等)。当被部署时，第一可膨胀构件2004和第二可膨胀构件2006一起将超声换能器2002定位在脉管壁V附近的所需距离处，以实现有效的神经调节。如图19所示，第一可膨胀构件2004和第二可膨胀构件2006的直径可被选择成，使得在脉管V内的导管2000附近保持足够的空间S，从而在处理期间允许血液流过。

图20是根据本技术的实施例构造的处于部署状态的另一个非封堵性导管2100的横截面端视图，其被定位在脉管V中。如图20所示，导管2100可包括超声换能器2102，其被定位在甜甜圈形的可膨胀构件2104(例如，球囊、丝笼等)内。在处理期间，血液可流过可膨胀构件2104中的开口。应当理解，本技术的可膨胀构件可具有任何合适的尺寸、形状和构型。例如，在一些实施例中，可膨胀构件在部署状态下可具有螺旋/盘旋形状。

E.神经监测装置和方法

本文所述肺部神经调节系统和/或治疗组件中的任一者可被构造成刺激靠近处理部位的神经和/或记录所得到的神经活动。例如，本文所述肺部神经调节系统和/或治疗组件的一些实施例可包括神经监测组件。例如，图21A是根据本技术构造的神经监测组件2300(在本文中也被称为“监测组件2300”)的一个实施例的放大等轴视图。监测组件2300被构造成向神经纤维提供刺激和/或记录与肺部系统通信的神经的活动。如图21A所示，监测组件2300可包括第一环形电极或导体2302a和第二环形电极或导体2302b(统称为环形电极2302)，第二环形电极或导体2302b与第一环形电极2302a电隔离，且被定位在细长导管轴2306的远侧部分2312处。在图示实施例中，这两个环形电极2302形成大体上圆形的形状。然而，本文所用术语“环形电极”应广义地解释为包括构造成接触脉管内壁的至少一部分的具有其它形状的电极2302。在各种实施例中，第一环形电极2302a可为阳极，另一个环形电极2302可为阴极，并且绝缘部分2304可将阳极和阴极环形电极2302彼此电隔离，且将环形电极2302彼此侧向间隔开。例如，第一环形电极2302a的远端和第二环形电极2302b的近端可终止于绝缘部分2304的一部分处或之内，并且绝缘部分2304可将环形电极230间隔开。在各种实施例中，在环形电极2302之间的间距(例如，由绝缘部分2304提供)可被选择，以增强信噪比，从而记录神经活动(例如，δ纤维和/或C纤维)。例如，第一环形电极2302a和第二环形电极2302b可彼此间隔开约5mm，以记录来自δ纤维的动作电位，并且可以被定位成彼此进一步远离以记录C纤维。

当第一环形电极2302a和第二环形电极2302b被构造为阳极和阴极时，监测组件2300可将双极刺激递送至靠近脉管中的目标部位的神经(例如，与肺部系统通信的神经)，或提供靠近目标部位的神经活动的双极记录。例如，根据本技术的一个实施例构造的神经监测装置可包括两个电极组件2300：第一电极组件，其被构造用于刺激神经；和第二电极组件，其与第一电极组件沿着脉管系统间隔开并且被构造用于测量由第一电极组件的刺激所产生的神经的动作电位。动作电位是在活动期间在神经细胞中产生的电活动(例如，由来自第一电极组件的刺激所引起)。

环形电极2302可具有至少等于目标脉管的内径并且在一些情况下大于目标脉管的内径(例如，大1.5倍)的外径。

每个环形电极2302可由限定电极2302的单独的形状记忆丝制成。形状记忆丝允许环形电极2302在向目标脉管的脉管内递送期间定位成低轮廓的递送状态，并且横向于目标脉管的纵向轴线而打开至膨胀或部署状态(图21A中所示)。例如，环形电极2302可由镍钛诺丝制成，该镍钛诺丝在被递送于目标脉管处时可自膨胀至预定形状。在各种实施例中，形状记忆材料可涂有(例如，溅射涂布)金、铂、铂铱合金、和/或其它合适的材料。涂层可被选择以显著地优化组件2300的阻抗和/或增强由电极组件2300记录的信噪比。在其它实施例中，环形电极2302可由其它合适的材料(例如，铂、金、铂铱合金、不锈钢、铝等)制成。每个环形电极2302的丝厚度的尺寸可设计成，使得环形电极2302足够稳定，以在神经监测期间保持其形状，又足够柔韧，以允许在低轮廓布置下在脉管内被递送至周围脉管(例如，肺部血管)。

监测组件2300的每个环形电极2302可具有暴露的离腔表面2308(例如，在神经监测期间靠近脉管壁的外表面)以将电信号递送和/或接收至靠近目标脉管的神经纤维和绝缘的近腔或腔表面2310(例如，背向脉管壁且朝向由目标脉管形成的管腔的内表面)，以减小流过目标脉管的血液使环形电极2302短路的可能性。腔表面2310可以利用具有高介电常数、强粘合性质(以防止它在递送期间被擦掉)、适用于脉管内使用的生物相容性性质、和/或其它合适的特性的涂层绝缘。

如此前提及的，监测组件2300的总暴露离腔表面2308可被选择，以增强组件2300的信噪比。

监测组件2300可在神经调节之前和/或之后在脉管内被递送至处理部位。轴2306的远侧部分2312可由各种柔性聚合物材料制成，例如，聚乙烯-酰胺嵌段共聚物(例如，可得自法国的Arkema的)、高密度聚乙烯(HDPE)、尼龙、聚酰亚胺、和/或其它合适的材料，以有利于导航通过曲折的脉管系统。远侧部分2312也可包括由聚合物材料构成的编织增强物，以提高柱强度、扭矩并减少扭结。轴2306的近侧部分(未示出)可比远侧部分2312更坚硬，并可由此传递力，以使轴2306跟踪通过脉管系统而至目标部位(例如，靠近肺部血管)。近侧部分2313可由HDPE、低密度聚乙烯(LDPE)、尼龙、聚酰亚胺、尼龙、镍钛诺、不锈钢海波管、和/或其它合适的材料制成。在各种实施例中，当监测组件2300处于递送状态时，组件2300的远端部分可包括无创顶端，以便在监测组件2300推进通过脉管系统并部署在目标部位时减小对脉管壁的创伤。该无创顶端材料可由各种柔软材料制成，例如，LDPE、其它聚合物、和/或其它合适的材料。远侧顶端也可包括射线不可透顶端标记物(与环形电极2302电隔离)，以在荧光透视下提供远侧顶端的显像。

信号线2311(各自被称为第一信号线2311a和第二信号线2311b；以虚线显示)可操作性地联接到监测组件2300以驱动神经刺激、记录神经活动、和/或换句话讲提供信号至环形电极2302。例如，信号线2311可焊接、软钎焊、压接、和/或以其它方式连接到轴2306。第一信号线2311a的远侧部分可以可操作地联接到第一环形电极2302a，并且第二信号线2311b的远侧部分可以可操作地联接到第二环形电极2302b。信号线2311可穿过轴2306而延伸至轴的近端，在那里，信号线2311可操作性地连接到适合于神经刺激的信号处理控制台(例如，图1的能量发生器132)。在各种实施例中，例如，一个或多个电极组件2300可操作性地联接到由佛罗里达州杰克逊维尔的Medtronic Xomed提供的NIM-Response神经完整性监测仪("NIM")，该设备利用神经活动的视觉和/或听觉指示来提供术中神经监测功能。另外，在导管和/或处理装置包括电气元件211(图2A)的那些实施例中，信号线2311可从监测组件2300延伸至电气元件211。在这样的实施例中，导管可包括附加的一组线(未示出)，其在电气元件211和能量发生器132之间延伸(并电联接它们)。

图21B是远侧部分2350的放大的局部示意性侧视图，该远侧部分被定位在血管A(例如，肺部血管)中且根据本技术的实施例构造。远侧部分2350可包括治疗组件2320(示意性地示出)和神经监测组件2330。治疗组件2320可包括大体上类似于上文参照图1-20描述的治疗组件的特征的特征。神经监测组件2330可大体上类似于图21A的神经监测组件2300。在图示实施例中，治疗组件2320操作性地联接到并定位在两个电极组件(各自被识别为第一电极组件2300a和第二电极组件2300b)之间，它们一起限定神经监测组件2330。在其它实施例中，治疗组件2320和神经监测组件2330可以是独立式装置，其可被独立地递送至目标部位(例如，在肺动脉内)。例如，在一些实施例中，第二电极组件2300b、治疗组件2320和第一电极组件2300a联接到单独的导管轴并按顺序地递送至目标部位，以提供类似于图21B中所示的构型。在另一些实施例中，第一电极组件2300a和第二电极组件2300b可在神经调节之前和/或之后一体地彼此联接并被递送至目标部位。

神经监测组件2330可被构造成在近侧利用第一电极组件2300a刺激与肺部系统通信的神经，并在远侧利用第二电极组件2300b记录神经活动。第二电极组件2300b可被定位在第一电极组件2300a远侧。在另外的实施例中，第二电极组件2300b可被构造成提供刺激，并且第一电极组件2300a可被构造成记录所得的神经活动。

第一电极组件2300a和第二电极组件2300b可彼此间隔开足够远，使得与来自第一电极组件2300a的双极刺激相关联的信号伪像(其小于将由单极刺激所产生的信号伪像)不会显著地吞没或以其它方式干涉在第二电极组件2300b处被记录的信号。在第二电极组件2300b处的信号伪像的量值至少部分地取决于神经纤维的传导速度和刺激电极与记录电极之间的间距。比如可见于神经中的C纤维和δ纤维具有相对低的传导速度(例如，对于C纤维不超过2m/s，对于δ纤维约3-13m/s)。因此，当第二电极组件2300b被构造成记录与肺部系统通信的神经的活动时，第二电极组件2300b可被定位成沿着肺部脉管A的轴线侧向远离第一电极组件2300a，以减少由第二电极组件2300b记录的信号伪像。在另外的实施例中，电极组件2300中的至少一个可被定位在肺部血管A外部。例如，在一些实施例中，第二电极组件2300b可被定位在肺部血管A中以记录神经活动，并且第一电极组件2300a可被定位在脉管系统内的其它地方，其可将刺激递送至与肺部系统通信的神经。在另一些实施例中，第一电极组件2300a可被构造成从人体外部的位置(例如，在脑干处)刺激神经，并且第二电极组件2300b可被构造成在肺部血管A之内或附近的部位记录所得到的神经活动。在附加实施例中，电极组件2300可被构造成放置在其它合适的位置，以用于刺激和记录神经活动。

在各种实施例中，第一电极组件2300a可被构造成提供双相和双极刺激。第二环形电极2302b₁(即，最靠近记录/第二电极组件2302b的电极)可以是阴极，并且第一环形电极2302a₁为阳极。第二电极组件2300b可被构造成提供从由第一电极组件2300a引起的刺激所产生的神经活动的双极记录。因此，第一环形电极2302a₂可以是阳极或阴极中的一者，并且第二环形电极2302b₂可以是阳极或阴极中的另一者。第二电极组件2300b可采集和与肺部系统通信的神经的活动相关联的相对小的动作电位，并且可能对相对小的信号敏感，以区分神经刺激与噪声。为了采集小的动作电位并区分神经活动与噪声(例如，来自信号伪像、附近肌肉纤维的动作电位等)，第二电极组件2300b可被构造成记录多个样本，可对这些样本求平均(例如，利用NIM或其它合适的控制台)。在一个实施例中，例如，第二电极组件2300b可在12秒内对160个样本求平均值，以识别神经活动。在其它实施例中，更多或更少的样本可被求平均值以识别神经活动。

如图21B所示，第一电极组件2300a和第二电极组件2300b及治疗组件2320可附接到同一轴2306的远侧部分2312，使得神经监测组件2330和治疗组件2320可作为单元递送至目标部位。在一个实施例中，例如，治疗组件2320包括连接在第一电极组件2300a和第二电极组件2300b之间的神经调节环形电极。第一电极组件2300a和第二电极组件2300b可比神经调节环形电极更坚硬，使得电极组件2300a-b基本上平坦地保持在脉管A中，并且提供与动脉壁的足够接触，以刺激神经并记录所得到的神经活动。神经调节环形电极可以更柔性，以允许它在部署在目标部位处期间被拉入到螺旋或螺丝锥构型，同时第一电极组件2300a和第二电极组件2300b由于自膨胀而紧贴脉管A保持锚固。在其它实施例中，每个电极组件2300a-b和/或治疗组件2320可附接到单独的轴并独立地递送至目标部位。

在各种实施例中，神经监测组件2330(与治疗组件2320相结合或独立地)可经由递送护套(未示出)在脉管内被递送至肺动脉A或其它周围脉管。递送护套可沿着轴2306的长度延伸，并可由尼龙、HDPE、LDPE、聚酰亚胺、和/或用于导航通过脉管系统的其它合适的材料制成。递送护套可覆盖电极组件2300a-b，使得它们被定位在适合导航通过脉管系统的低轮廓递送状态。在肺部脉管A处，递送护套可相对于电极组件2300a-b移动(例如，护套可回缩或电极组件2300a-b可被推进)，以从护套2300暴露电极组件2300a-b。这允许电极组件2300a-b部署(例如，自膨胀)至膨胀状态，在该状态下，环形电极2302的离腔表面2308接触脉管壁。在其它实施例中，递送护套不与神经监测组件2330成一体，并且经由引导导管沿着导丝被推进至处理部位。在本实施例中，递送护套可由柔软的柔性材料制成，该材料允许它导航通过曲折的脉管。一旦递送护套处于肺部脉管A中的目标部位，电极组件2300a-b可被定位在递送护套的近侧开口中，并向远侧推进至处理部位，在那里，通过使递送护套和电极组件2300a-b相对于彼此移动，电极组件可被部署至膨胀状态。

如图21B所示，在膨胀状态下，第一电极组件2300a和第二电极组件2300b的环形电极2302尺寸设计成压贴或以其它方式接触肺部脉管A的内壁。在神经调节之前，通过经由第一电极组件2300a递送处理部位近侧的电流并且在第二电极组件2300b处记录所得到的神经活动，神经监测组件2330可首先实时监测神经活动。第一电极组件2300a的第一环形电极2302a₁和第二环形电极2302b₁可以分别可操作地联接到第一信号线2311a₁和第二信号线2311b₁，以提供双极刺激，并且第二电极组件2300b的第一环形电极2302a₂和第二环形电极2302b₂可以分别可操作地联接到两个单独的信号线2311a₂和2311b₂以提供双极记录，反之亦然。由于环形电极2302的离腔表面2308完全暴露，第一电极组件2300a可将刺激递送至定位在肺部脉管A的整个周向的周围的神经。暴露的离腔表面2308也允许第二电极组件2300b捕获神经活动，而不论脉管A的周向周围的神经的取向如何。环形电极2302的绝缘的腔表面2310使电极组件2300与流过肺部脉管A的血液绝缘，以避免在电极环2302之间的短路。可使用联接到轴2306的近侧部分(未示出)的控制台(例如，NIM)来使记录可视化。

治疗组件2320可接着将能量场施加到目标部位，以引起与肺部系统通信的神经的电诱导和/或热诱导的部分或完全的去神经支配(例如，利用电极或低温治疗装置)。神经监测组件2330可再次刺激和记录神经活动，以确定是否发生足够的神经调节。如果神经监测组件2330指示存在比所期望的更高水平的神经活动，治疗组件2320可再次施加能量场以进行神经调节。供应电流、记录所得到的神经活动和将神经调节施加到处理部位的这个过程可重复进行，直到获得所需的神经损伤。在一些实施例中，例如当治疗组件2320使用低温治疗冷却时，神经监测组件2330也可在去神经支配期间记录神经活动。一旦完成在处理部位处的神经监测，递送护套可再次被推进到电极组件2300a-b上，和/或电极组件2300a-b可回缩到递送护套中，从而使电极组件2300a-b移回到递送状态，以从患者移除。

在另外的实施例中，神经监测组件2330可操作性地联接到治疗组件2320，使得神经监测和神经调节可作为预设程序的一部分自动运行。在其它实施例中，神经监测组件2330不被定位在治疗组件2320周围，而是在由治疗组件2320进行神经调节之前和/或之后单独地被递送至处理部位。

在各种实施例中，第一电极组件2300a和第二电极组件2300b可在神经调节之后被递送，以确认所需的神经调节已经发生。例如，两个电极组件2300a-b可在神经调节程序期间、在神经调节发生之后的短时间内(例如，在神经调节后5分钟)作为单独的部件或作为一体化单元靠近处理部位而被递送至脉管(例如，肺部脉管)。在其它实施例中，电极组件2300a-b可用来在神经调节程序之后的单独程序期间监测神经活动(例如，在神经调节程序之后1天、2天或3天)。

图22A是根据本技术的另一个实施例构造的电极组件2400的放大等轴视图。电极组件2400可包括大体上类似于上文参照图21A和21B描述的组件2300的特征。例如，电极组件2400包括在细长轴2406的远侧部分2412处的环2402(例如，镍钛诺丝)，其被构造成提供双极、双相神经刺激和/或记录所得到的神经活动。然而，图22A所示电极组件2400包括定位在环2402的周向周围的多个电极2414(分别单独地识别为第一至第六电极2414a-f)，所述多个电极由绝缘部段2416彼此间隔开且电绝缘。电极2414可由不锈钢、金、铂、铂铱合金、铝、镍钛诺、和/或其它合适的材料制成，并且绝缘部段2416可由合适的电介质材料(例如，具有强粘合性质的高k电介质)制成。电极2414可与绝缘部段2416和/或轴2406的外表面基本上共面，或者可以越过绝缘部段2416伸出一段距离。在各种实施例中，例如，电极2414可从相邻的绝缘部分2416延伸一段径向距离，并且包括平滑的边缘(例如，斜切边缘)，以减小相邻动脉壁的剥露。共面或伸出的电极2414可有利于与动脉壁接触，以增强刺激和/或记录。在其它实施例中，电极2414中的一个或多个可以从绝缘部分416凹进。

在图示实施例中，多电极环2402包括六个电极2414a-f，其可能适用于具有大约8mm的外径的环。然而，在其它实施例中，环2402可包括至少部分地取决于环2402的外径的更多或更少电极2414(例如，四至八个电极2414)。电极2414中的每一个可由神经监测控制台(例如，NIM和/或其它合适的控制台)指定为阴极、阳极或不活动，控制台经由延伸穿过轴2406的信号线可操作地联接到多电极环2402。例如，电极2414可作为阳极和阴极围绕环2402的周向交替(例如，第一电极2414a、第三电极2414c和第五电极2414e可为阳极，并且第二电极2414b、第四电极2414d和第六电极2414f可为阴极)，使得单个环2402可提供双极刺激或记录。类似于上述环形电极2302，多电极环2402的腔表面2410也可被绝缘，以防止横跨电极2414的短路(例如，经由血液或其它传导通路)，而离腔表面2408可保持暴露，以允许电极2414接触脉管壁(例如，肺部血管)。

在各种实施例中，电极组件2400可包括彼此侧向间隔开的两个环2402(例如，类似于图21A所示双环电极组件2300)。该布置允许在一个多电极环2402上的所有电极2414被构造为阳极，而在另一个多电极环2402上的所有电极2414可被构造为阴极。非常类似于图21A中所示环形电极2302，双重多电极环构型可增加电极组件2400可刺激和/或捕获神经活动的表面积，并可因此增强神经监测。

图22B是在血管A(例如，肺部脉管)内的处理装置2450B的远侧部分的放大的局部示意性侧视图，其根据本技术的另一个实施例构造。处理装置2450B包括大体上类似于上文参照图21B描述的处理装置2350的特征的特征。例如，处理装置2450B包括治疗组件2420，治疗组件2420被定位在第一电极组件2400a和第二电极组件2400b之间且任选地可操作地联接到第一电极组件2400a和第二电极组件2400b。第一电极组件2400a包括两个多电极环2402(各自被识别为第一多电极环2402a和第二多电极环2402b)。在各种实施例中，第一多电极环2402a的所有电极2414可为阳极，并且第二多电极环2402b的所有电极2414可为阴极，使得第一电极组件2400a可提供双极神经刺激。在图22B所示实施例中，第二电极组件2400b包括具有阳极和阴极两者的一个多电极环2402，其阳极和阴极围绕周向间隔开以提供神经活动的双极记录。在其它实施例中，第二电极组件2400b可包括两个多电极环2402，并且将一个指定为阴极，另一个指定为阳极。在另外的实施例中，第一电极组件2400a和/或第二电极组件2400b可包括两个裸环形电极2302，如图21B所示。在另一些实施例中，电极组件2400可被构造成提供单极神经刺激或记录。

图22C是根据本技术的又一个实施例的在血管A(例如，肺部血管)内的处理装置2450C的远侧部分的放大的局部示意性侧视图。处理装置2450C包括大体上类似于上文参照图22B描述的处理装置2450B的特征的特征。例如，处理装置2450C包括定位在第一电极组件2400a和第二电极组件2400b之间的治疗组件2420。然而，在图22C所示实施例中，第一电极组件2400a仅包括一个多电极环2402，使得环2402包括阳极和阴极两者，以提供所需的双极刺激。

图23是根据本技术的另一个实施例的在血管A(例如，肺部血管)内的处理装置2550的远侧部分的放大的局部示意性侧视图。处理装置2550包括大体上类似于上文参照图21B、22B和22C所述处理装置的特征的特征。例如，处理装置2550包括在轴2506的远侧部分2512处的治疗组件2520(示意性地示出)和神经监测组件2530。治疗组件2520被定位在第一电极组件2500a和第二电极2500b(统称为电极组件2500)之间，第一电极组件2500a提供双极神经刺激，第二电极2500b提供神经活动的双极记录。在图示实施例中，每个电极组件2500包括球囊2532(各自被识别为第一球囊2532a和第二球囊2532b)，其具有用作电极的一个或多个传导部分2534(分别被识别为第一传导部分2534a和第二传导部分2534b)。传导部分2534可由导电性油墨制成，该油墨足够柔性以允许球囊2532在处理装置2550的递送和移除期间折叠进引导导管(未示出)中。在其它实施例中，传导部分2534可由附接到球囊2532的其它合适的材料制成，例如铂铱合金丝。

在图23所示实施例中，每个球囊2532包括围绕球囊2532的周向的至少一部分的两个间隔开的传导部分2534，使得当球囊2532被充胀时传导部分2534可接触血管A的内壁(例如，如图23所示)。通过使气体(例如，空气)或液体(例如，盐水溶液)通过管2535中的一个或多个开口2537(各自被称为第一开口2537a和第二开口2537b)流入球囊2532，球囊2532可被充胀，其中管2535在近端部分处联接到流体源(未示出)，并且在远端部分处延伸穿过球囊2532。类似于上述多环电极组件，每个球囊2532的两个传导部分2534可指定为阳极和阴极，以提供双极神经刺激和记录。在其它实施例中，电极组件2500中的至少一个可包括双球囊，并且每个球囊可包括一个传导部分2534，使得神经监测组件2530包括三个或四个球囊。

在各种实施例中，治疗组件2520可被省略。这样，电极组件2500可在神经调节之前在脉管内被递送至处理部位(例如，在肺部脉管处)以记录神经活动。然后，可将电极组件2500从目标部位移除，以允许递送治疗组件2520。在神经调节之后，电极组件2500可被递送回目标部位，以记录神经活动。如果尚未形成足够的神经损伤，治疗组件2520可再次被递送至处理部位，以递送用于消融或以其它方式调节神经的能量场。然后，可将治疗组件2520从处理部位移除，以允许电极组件2500被递送并监测所得到的神经活动。该过程可重复，直到在目标部位处形成足够的神经损伤。

图24是根据本技术的又一个实施例的在血管A(例如，肺部血管)内的处理装置2650的远侧部分的放大侧视图。处理装置2650包括大体上类似于上文参照图21B、22B、22C和23所述处理装置的特征的多个特征。例如，处理装置2650包括在神经调节区域2643(以虚线显示)近侧和远侧的电极阵列(各自被识别为第一电极阵列2600a和第二电极阵列2600b，并且统称为电极阵列2600)。在图24所示实施例中，处理装置2650具有双球囊构型，其中，第一可充胀主体或外部球囊2640设置在第二可充胀主体或内部球囊2642上方。内部球囊2642可被构造成将治疗性神经调节递送至靠近处理部位(例如，肺部血管)的神经。例如，内部球囊2642可限定膨胀室，在膨胀室中，低温剂(例如，一氧化二氮(N₂O))可膨胀，以将有疗效的冷却提供至邻近充胀的内部球囊2642(例如，在神经调节区域2643)的组织。在其它实施例中，内部球囊2642可被构造成利用本领域已知的其它合适的手段、例如超声波(例如，HIFU)提供治疗性神经调节。在另外的实施例中，内部球囊2642可以被省略，并且能量递送元件(例如，电极)可设置在外部球囊2640的外表面上，以递送用于神经调节的RF消融能量和/或其它形式能量。

如图25所示，外部球囊2640的近端部分可联接到外部轴2606的远侧部分2612，并且内部球囊2642的近端部分可联接到延伸穿过外部轴2606的内部轴2644。在图示实施例中，内部轴2644延伸穿过外部球囊2640和内部球囊2642，使得外部球囊2640和内部球囊2642的远端部分可连接到内部轴2644，并且因此内部轴2644可沿着球囊2640和2642提供纵向支撑。在其它实施例中，内部轴2644可部分地延伸进入球囊2640和2642，或靠近外部轴2606的远端处终止。外部轴2606和内部轴2644可限定或包括供应管腔，该供应管腔在近端部分处流体联接到一个或多个流体源，并且在远端部分处流体联接到外部球囊2640和内部球囊2642。例如，内部轴2644可包括一个或多个开口2646，流体(例如，致冷剂或其它低温剂)可通过所述开口而被递送至内部球囊2642(例如，如由箭头所指示的)，以使内部球囊2642充胀或膨胀。流体(例如，盐水溶液或空气)可通过在外部轴2606和内部轴2644之间的空间或开口2646(例如，如由箭头所指示的)和/或通过在外部轴2606和内部轴2644之间间隔开的供应管腔而被递送至外部球囊2640，以使外部球囊2640充胀或膨胀。

内部球囊2642可具有比外部球囊2640小的尺寸，使得外部球囊2640膨胀至沿着脉管的长度与脉管壁完全周向接触，并且内部球囊2642膨胀至压贴或以其它方式接触外部球囊2640的内壁的区段。例如，在图24所示实施例中，外部球囊2640和内部球囊2642在围绕与电极阵列2600侧向向内间隔开的内部球囊2642的完全周向延伸的接口处彼此接触。外部球囊2640与充胀的内部球囊2642接触的部分可将有疗效的神经调节(例如，经由低温治疗冷却)递送至靠近相邻脉管壁的神经。因此，图24中所示双球囊布置可递送完全的周向神经调节。接触的球囊壁近侧和远侧的非靶向组织由外部球囊2640内的充胀介质(例如，盐水溶液、空气等)与神经调节屏蔽或提供保护，该介质可以有效地充当绝缘物。

外部球囊2640和内部球囊2642可由各种顺应性、非顺应性和半顺应性的球囊材料制成。例如，外部球囊640可由顺应性的球囊材料(例如，聚氨酯或硅树脂)制成，使得当外部球囊2640被充胀时，它可压贴脉管的内壁以在两者间提供稳定接触。内部球囊2642可由半顺应性和/或非顺应性材料制成(例如，由聚醚-酰胺嵌段、尼龙等形成)以限定更小的膨胀尺寸。在其它实施例中，外部球囊2640和内部球囊2642可由其它合适的球囊材料制成。

如图24所示，第一电极阵列2600a和第二电极阵列2600b可以位于外部球囊2640的外壁处，且定位在神经调节区域2643(即，接触充胀的内部球囊2642的外部球囊2640的区域)近侧和远侧。每个电极阵列2600可包括第一传导部分2634a和第二传导部分2634b(统称为传导部分2634)，其围绕外部球囊2640的周向延伸以限定第一和第二电极环。在其它实施例中，电极阵列2600之一或二者可包括围绕外部球囊2640的周向延伸的单个传导部分或带。传导部分2634可由印刷在外部球囊2640的外壁上的导电性油墨和/或可附接到外部球囊2640的其它导电材料制成。在操作中，第一电极阵列2600a可刺激神经调节区域2643近侧的神经，并且第二电极阵列2600b可感测所得到的刺激，反之亦然。每个电极阵列2600的第一和第二传导部分2634可被构造成提供双极或单极刺激和/或记录，根据该双级或单级刺激和/或记录，提供最高信号响应的模式。例如，第一电极阵列2600a可包括用于单极刺激的一个电极(例如，一个传导条2634)，并且第二电极阵列2600b可包括用于双极记录的两个电极(例如，两个传导条2634)。然而，在其它实施例中，电极阵列2600可具有其它布置和/或包括不同的特征。

处理装置2650可在神经调节之前、期间和/或之后提供神经刺激和记录。例如，电极组件2600可在神经调节之前刺激神经并记录所得到的神经活动以提供设定点，后续的神经监测可与该设定点进行比较。该信息也可用来确定为了消融神经而必须递送的功率或电流的水平，因为每个患者通常具有不同的基线水平神经活动。因此，电极阵列2600也可提供诊断神经监测。在神经调节程序期间，电极阵列2600可监测神经信号强度的降低以确认神经调节的有效性。例如，电极组件2600可在神经调节期间通过交错刺激脉冲和记录周期来连续监测神经活动。在其它实施例中，神经监测周期可在神经调节周期之间间隔开，以确定神经是否已被充分调节或者是否需要后续神经调节循环以提供所需的调节。

图25是根据本技术的另一个实施例的在血管A(例如，肺部血管)内的处理装置2750的远侧部分的放大侧视图。处理装置2750包括大体上类似于上文参照图24所述处理装置2650的特征的多个特征。例如，处理装置2750包括外部球囊2740和内部球囊2742，外部球囊2740经由在外部轴2706的远侧部分2712处的开口2746与第一供应管腔流体连通，内部球囊2742经由内部轴2744的开口2746与第二供应管腔流体连通。外部球囊2740可利用无疗效的流体(例如，空气)充胀以压贴脉管内壁并与脉管内壁保持接触。内部球囊2742可利用低温剂(例如，致冷剂)和/或其它流体充胀以接触外部球囊2740的一部分并提供围绕相邻脉管壁(例如，在神经调节区域2743内)的完整周向的神经调节(例如，通过低温治疗冷却或超声波)。

处理装置2750还包括在内部球囊2742接触外部球囊2740的部分近侧和远侧的第一电极阵列2700a和第二电极阵列2700b(统称为电极阵列2700)。然而，作为对围绕外部球囊2740的周向的连续传导条的替代，图25中所示电极阵列2700包括在外部球囊2740的外壁之上或之内的多个点电极2748。例如，点电极2748可由印刷在外部球囊2740上的导电性油墨、粘附到外部球囊2740的导电垫、和/或其它合适的导电特征制成。各个点电极2748可以各种不同的图案围绕外部球囊2740的周向定向，并且在神经调节之前、期间和/或之后提供单极和/或双极神经刺激和记录。

图26是根据本技术的附加实施例的在血管A(例如，肺部血管)内的处理装置2850的远侧部分的放大侧视图。处理装置2850包括大体上类似于上文参照图24所述处理装置2650的特征的若干特征。例如，处理装置2850包括在外部球囊2840上的第一电极阵列2800a和第二电极阵列2800b(统称为电极阵列2800)，它们定位在由内部球囊2842提供的神经调节区域2843的近侧和远侧。在图26所示实施例中，内部球囊2842具有相比外部球囊2840较小的充胀状态下外径，并且利用粘合剂、热粘结和/或其它类型的球囊连接附接到外部球囊2840的内表面。外部球囊2840可流体联接到由轴2844限定的供应管腔，该供应管腔将绝缘介质(例如，受热的液体、受热的气体、环境空气等)经由开口2846递送至外部球囊2840，并且内部球囊2842可流体联接到单独的供应管腔(未示出)，该供应管腔将充胀流体(例如，低温剂)递送至内部球囊2842。

在使用中，外部球囊2840膨胀至与脉管壁完全周向接触，以提供组织并置，以便经由电极阵列2800向脉管壁和从脉管壁传递信号。内部球囊2842仅朝着内部球囊2842附接到外部球囊2840的地方附近的脉管壁的部分被实质上径向地牵拉。当低温剂和/或其它治疗介质被引入内部球囊2842时，不邻近内部球囊2842的非靶向组织通过位于外部球囊2840内的充胀介质而与消融屏蔽或提供保护。邻近内部球囊2842的靶向组织被消融，导致部分的周向神经调节。内部球囊2842可成形或以其它方式构造成提供非连续的、螺旋的和/或其它类型的消融图案。

图27是示出了根据本技术的实施例的在脉管内监测神经活动的方法2900A的框图。方法2900A可包括将神经监测组件和治疗组件部署在脉管中(例如，肺部血管；方框2902)。神经监测组件可包括连接到导管轴的远侧部分的多个多电极圈(例如，类似于上文参照图22A-22C所述的多电极环2402)。多电极圈可由镍钛诺或其它形状记忆材料制成，使得可通过简单地将导管轴和覆盖多电极圈的护套相对于彼此移动(例如，向近侧牵拉护套、向远侧推动导管轴等)来部署它们。每个多电极圈可包括多个电极，其围绕多电极圈的周向间隔开并且可通信地联接到延伸穿过导管轴的信号线。信号线可在身体外部延伸，在那里，它们可操作地联接到信号发生器和/或接收器(例如，NIM)，以生成刺激并记录附近神经纤维的所得到的动作电位。

当治疗组件被部署时，至少一个、且常常两个或更多个多电极圈(“远侧圈”)或另一个远侧电极组件可被定位在治疗组件远侧，并且至少一个多电极圈(“近侧圈”)或其它近侧电极组件可被定位在治疗组件近侧。在其它实施例中，神经监测组件可包括在治疗组件的任一侧上的一个、两个或更多个多电极圈。在另外的实施例中，其它类型的电极阵列可被定位在治疗组件的近侧和远侧。治疗组件(例如，单电极或多电极装置或低温球囊)可与和多电极圈相同的导管轴成一体，并且被定位在近侧圈和远侧圈之间。在其它实施例中，治疗组件可附接到单独的导管轴并部署在近侧和远侧多电极圈之间。

方法2900A还可包括：经由定位于治疗组件远侧的多电极圈中的一者或两者上的电极递送多个短的高电流刺激脉冲(方框2904)；以及分析由刺激脉冲产生的在近侧圈上的电极中的至少一个的电描记图(方框2906)。例如，在递送过程2904中，信号发生器可在远侧圈的电极之间传送具有约10-60mA(例如，20mA、50mA等)的量值的电流达约25-1,500μs(例如，100-400μs、1ms等)的脉冲长度。信号发生器也可控制信号的频率，使得信号具有约10-50Hz(例如，20Hz)的频率。在预定的时间间隔之后，可记录通过近侧圈上的至少一个电极的单独的电描记图。例如，可记录通过近侧电极圈上的每一个电极的单独的电描记图。在刺激和记录之间的时间间隔的长度取决于沿着脉管的长度的远侧圈和近侧圈的间距，使得近侧圈采集由所诱导的刺激产生的信号。例如，对于间隔开10-50mm的圈，时间间隔可为约10-50ms。在一个备选实施例中，方法2900A的递送过程(方框2904)可包括通过近侧电极圈(例如，近侧电极组件)中的至少一个递送短的高电流刺激脉冲，并且方法2900A的分析过程(方框2906)可包括分析远侧电极圈(例如，远侧电极组件)的电极中的至少一个的电描记图。

方法2900A还可包括利用治疗组件将有疗效的神经调节能量(例如，低温冷却、RF能量、超声波能量等)提供至目标部位(方框2908)。在提供有疗效的神经调节能量(方框2908)之后，方法2900A包括确定神经调节是否治疗处理或以其它方式充分调节了靠近处理部位的神经或其它神经结构(方框2910)。例如，确定神经调节是否对神经进行了治疗处理的过程可包括确定神经是否被充分地去神经支配或以其它方式中断，以减少、抑制、阻碍、阻挡或以其它方式影响传入和/或传出的肺部信号。

图28是示出了根据本技术的实施例的在脉管内监测神经活动的方法2900B的框图。方法2900B可包括：将神经监测组件和治疗组件部署在脉管中(方框2902)；以及通过电极组件递送短的高电流信号脉冲(方框2904)，如上文结合图27中的方法2900A所述。在本实施例中，分析过程(图27的方框2906)可任选地包括：为近侧电极圈或其它近侧电极组件上的每个电极记录电描记图(方框2906-1)；以及对由对应的多个刺激脉冲产生的多个记录的电极信号(例如，10-100个记录的电极信号)信号求平均，以增强记录的信号(方框2906-2)。

方法2900B可任选地包括识别靠近电极圈中的一个或多个的神经位置。例如，所记录的电极信号中的一个或多个可包括在所记录的电流中的偏差或其它变化，该偏差或其它变化指示由刺激引起的动作电位(例如，经由对信号进行平均而识别的)，指示来自刺激脉冲的电脉冲经由相邻神经的传输。包括电流强度的变化的电极信号与靠近神经定位的近侧圈上的电极相对应。电流强度的偏差或变化越高，电极越靠近神经。该信息可用来识别靠近神经的近侧圈上的电极，以用于有效的神经刺激或记录(方框2907-1)。任选地，方法2900可包括经由近侧圈刺激神经和记录在远侧圈中的一个处的各个电极的电描记图，以确定靠近远侧圈的神经的位置(方框2907-2)。

方法2900B也可包括利用治疗组件将有疗效的神经调节能量(例如，低温冷却、RF能量、超声波能量等)提供至目标部位(方框2908)。在该实施例中，确定神经调节是否处理了靠近目标部位的神经(图27中的方框2910)的过程可包括重复上文讨论的神经刺激(方框2904)和分析过程(方框2906)，以评估神经调节是否引起了神经活动中的任何变化(方框2910-1)。例如，短的高电流刺激脉冲可经由近侧或远侧圈传输，并且所得到的神经活动可由相对的圈记录。方法2900B可接着确定神经是否已被充分地调节(方框2912)。例如，如果在靠近神经位置的记录电极中观测到的电流密度或其它参数低于阈值，那么神经调节步骤可能已有效地调节相邻神经或停止相邻神经的传导，并且神经调节过程可完成。另一方面，如果检测到神经活动高于阈值，神经调节(方框2908)和监测所得到的神经活动(方框2910-1)的过程可重复，直到神经已被有效地调节。

在各种实施例中，方法2900A和2900B也可包括在相对的方向上重复神经监测和神经调节步骤，以确认神经已被充分地调节。方法2900A和2900B也可任选地在一定时间段(例如，5-30分钟、2小时、1天等)之后重复进行，以确认神经被充分地消融(例如，而不是仅仅被击昏)并且尚未恢复传导。

在其它实施例中，方法2900A和2900B可使用上文参照图21A-28所述的其它神经监测组件或电极阵列和/或其它合适的电极布置执行。例如，治疗组件可包括围绕球囊的周向间隔开的多个点电极，如上文结合图26所述。在其它实施例中，在球囊上的连续的丝环电极和/或传导条可用来识别神经位置并监测神经活动。

III.示例

1.一种导管设备，包括：

细长轴，其具有近侧部分和远侧部分，其中，轴的远侧部分被构造用于脉管内递送至人类患者的身体脉管；

能量递送元件，其沿着轴的远侧部分定位；以及

多个可偏转构件，其围绕轴的远侧部分的周向间隔开，其中，可偏转构件中的每一个被构造成从低轮廓状态转变至部署状态，从而使远侧部分弯曲并将能量递送元件与身体脉管的壁并置放置。

2.根据示例1所述的导管设备，其中，细长轴的远侧部分尺寸和构造设置成用于经脉管内递送至肺动脉内。

3.根据示例1或示例2所述的导管设备，其中，可偏转构件中的每一个包括双金属条，双金属条包括邻近第二材料定位的具有第一热膨胀系数(CTE)的第一材料，第二材料具有不同于第一CTE的第二CTE。

4.根据示例1-3中的任一项所述的导管设备，其中，可偏转构件中的每一个包括双金属条，双金属条包括沿着它们的长度而彼此联接的压电材料和基底材料，其中，压电材料具有第一CTE，并且基底材料具有不同于第一CTE的第二CTE。

5.根据示例1-4中的任一项所述的导管设备，其中，治疗组件包括四个可偏转构件，其中，可偏转构件中的每一个对应于轴的不同的象限。

6.根据示例1-5中的任一项所述的导管设备，其中，可偏转构件沿着轴的长度延伸，并且具有在细长轴的远侧部分内的近侧末端。

7.根据示例1-6中的任一项所述的导管设备，其中，可偏转构件具有小于细长轴的长度的长度和与轴的近侧部分向远侧间隔开的近侧末端。

8.根据示例1-7中的任一项所述的导管设备，其中，可偏转构件具有与能量递送装置向近侧间隔开的远侧末端和在细长轴的远侧部分内的近侧末端。

9.根据示例1-8中的任一项所述的导管设备，其中，能量递送元件是定位在轴的远侧末端处的单个能量递送元件。

10.根据示例1和3-10中的任一项所述的导管设备，其中，细长轴的远侧部分尺寸和构造设置成用于经脉管内递送至肾动脉内。

11.根据示例1-10中的任一项所述的导管设备，还包括在轴的近侧部分处的柄部，柄部包括致动器，致动器电联接到可偏转构件中的每一个，并且其中，可偏转构件能够通过启用致动器而在其相应的低轮廓状态和部署状态之间独立地转变。

12.根据示例1-11中的任一项所述的导管设备，其中，能量递送元件与可偏转构件沿着轴间隔开。

13.根据示例1-11中的任一项所述的导管设备，其中，能量递送元件被定位在可偏转构件中的一个或多个上。

14.根据示例1-13中的任一项所述的导管设备，其中，能量递送元件是第一能量递送元件，并且其中，导管设备还包括第二递送元件。

15.一种导管设备，包括：

细长轴，其具有近侧部分和远侧部分，其中，轴的远侧部分被构造用于经脉管内递送至人类患者的身体脉管；

可偏转构件，所述可偏转构件在轴的远侧部分处且电联接到近侧部分，其中，可偏转构件包括双金属条，双金属条包括邻近第二材料定位的具有第一CTE的第一材料，第二材料具有不同于第一CTE的第二CTE；以及

在可偏转构件上的能量递送元件，

其中，对可偏转构件的加热使可偏转构件变形，从而将能量递送元件与身体脉管的壁并置放置。

16.根据示例15所述的导管设备，其中，能量递送元件是第一能量递送元件，并且其中，导管设备还包括在可偏转构件上的第二递送元件。

17.根据示例15或示例16所述的导管设备，其中，能量递送元件与可偏转构件直接接触。

18.根据示例15-17中的任一项所述的导管设备，其中，可偏转元件是第一可偏转元件，并且其中，导管设备还包括第二可偏转元件。

19.一种方法，包括：

将治疗组件在脉管内定位在血管内的处理部位处，其中，治疗组件包括可偏转构件和能量递送元件；

加热可偏转构件以将能量递送元件与血管壁并置定位；以及

通过能量递送元件使靠近处理部位的神经消融。

20.根据示例19所述的方法，其中，将治疗组件在脉管内定位包括将治疗组件在脉管内定位在肺部血管内。

21.根据示例19所述的方法，其中，将治疗组件在脉管内定位包括将治疗组件在脉管内定位在肾血管内。

22.一种处理装置，包括：

轴，其包括近侧部分和远侧部分，其中，轴被构造成将远侧部分在脉管内定位在人类患者的肺部血管内的处理部位；

在轴的远侧部分处的球囊；

管腔，其从轴的近侧部分向远侧延伸至在远侧部分处的输出端口，其中，输出端口沿着轴的一部分定位在球囊内，并且其中，输出端口被构造成将冷却剂递送至球囊的内部部分；

第一电极，其被定位在球囊的外表面上并且围绕球囊的周向的至少一部分延伸；

第二电极，其被定位在球囊的外表面上并且围绕球囊的周向的至少一部分延伸，其中，第一电极与第二电极沿着球囊间隔开且脱离接触；

其中，第一和第二电极被构造成：

将治疗性神经调节递送至靠近处理部位的与肺部系统通信的神经，并且

在处理部位处刺激神经和/或记录神经活动。

23.根据示例22所述的处理装置，其中，第一电极被构造成刺激靠近处理部位的神经，并且第二电极被构造成在治疗性神经调节期间和/或之后记录在处理部位处的神经活动。

24.根据示例22或示例23所述的处理装置，还包括在球囊的外表面上的第一电极和第二电极之间的绝缘部分。

25.根据示例22-24中的任一项所述的处理装置，其中：

第一电极被构造成递送足以调节与肺部系统通信的神经的能量；并且

第二电极被构造用于在能量施加之前、期间和/或之后对肾神经活动的双极记录。

26.根据示例22-25中的任一项所述的处理装置，其中，管腔为第一管腔，并且其中，轴还包括第二管腔，第二管腔向远侧延伸至沿着轴的一部分定位在球囊内的入口端口。

27.根据示例22-26中的任一项所述的处理装置，其中，第一和第二电极中的至少一个包括多电极环，该多电极环具有围绕环周向间隔开的至少两个电极。

28.根据示例22-27中的任一项所述的处理装置，其中，第一电极和第二电极中的至少一个被构造成递送足以使靠近处理部位的与肺部系统通信的神经消融的射频(RF)能量。

29.根据示例22-28中的任一项所述的处理装置，其中，球囊能够在递送状态和部署状态之间转变，并且其中，在部署状态下，球囊尺寸和形状设置成封堵肺部血管。

30.根据示例22-29中的任一项所述的处理装置，其中，球囊能够在递送状态和部署状态之间转变，并且其中，在部署状态下，球囊尺寸和形状设置成将第一电极和第二电极与肺部血管的内壁并置放置。

31.一种方法，包括：

将处理装置在脉管内部署在处理部位处的人类患者的肺部血管中，其中，处理装置包括细长轴、在轴的远侧部分处的球囊、以及在球囊的外表面上的第一和第二电极；

通过从第一电极和/或第二电极递送的射频(RF)能量使肾神经消融；

在消融之前，刺激在处理部位附近与肺部系统通信的神经，并且记录所得到的神经活动；以及

在消融之后，刺激神经并记录所得到的神经活动。

32.根据示例31所述的方法，还包括基于消融后的记录确认在神经上的消融的有效性。

33.根据示例31或示例32所述的方法，其中，在消融之前和/或之后刺激与肺部系统通信的神经由第一电极执行，而在消融之前和/或之后记录神经活动是利用第二电极执行。

34.根据示例31-33中的任一项所述的方法，其中：

在消融之前和之后刺激与肺部系统通信的神经包括将双极刺激提供至所述神经；并且

在消融之前和之后记录神经活动包括利用第二电极提供神经活动的双极记录，其中，第二电极在第一电极的远侧。

35.根据示例31-34中的任一项所述的方法，其中：

在消融之前和/或之后刺激与肺部系统通信的神经包括利用第一电极递送多个刺激脉冲；并且

在消融之前和之后记录神经活动由第二电极执行，其中，该记录包括记录第二电极的电描记图，并且该电描记图对应于从对应的刺激脉冲得到的神经活动。

36.根据示例31-35中的任一项所述的方法，其中，部署处理装置包括将第一电极部署在第二电极近侧，其中，第一和第二电极各自包括环形电极。

37.根据示例31-36中的任一项所述的方法，其中，将处理装置部署在肺部血管中包括将第一电极部署在第二电极近侧。

38.根据示例31-37中的任一项所述的方法，其中，将处理装置部署在肺部血管中包括在肺动脉内充胀球囊，其中，被充胀的球囊接触肺动脉的内壁。

39.根据示例31-38中的任一项所述的方法，其中，将处理装置部署在肺部血管中包括将球囊在肺动脉内充胀，其中，充胀的球囊、第一电极和第二电极接触肺动脉的内壁。

40.根据示例31-39中的任一项所述的方法，其中：

在消融之后刺激神经和记录所得到的神经活动在将第一循环的消融递送至与肺部系统通信的神经之后执行；并且

该方法还包括：当所记录的来自第一循环的消融后神经活动高于预定阈值时，利用第一和/或第二电极将第二循环的消融递送至与肺部系统通信的神经。

41.根据示例31-40中的任一项所述的方法，其中，在消融之前和之后记录神经活动包括利用第二电极提供神经活动的双极记录，其中，第二电极在第一电极的远侧。

42.根据示例31-40中的任一项所述的方法，其中，在消融之前和之后记录神经活动由第二电极执行，其中，该记录包括记录第二电极的电描记图，并且该电描记图对应于从对应的刺激脉冲得到的神经活动。

43.根据示例31-42中的任一项所述的方法，还包括：当所记录的来自第一循环的消融后神经活动高于预定阈值时，利用第一和/或第二电极将第二循环的消融递送至与肺部系统通信的神经。

IV.结论

虽然实施例中的许多在下文中结合用于PN的系统、装置和方法进行描述，但本技术适用于其它应用，例如，与肾系统通信的其它神经的调节、周围神经的调节和/或除了神经调节之外的治疗。在身体内的任何合适的部位可以被调节或以其它方式处理，包括例如肺动脉流入道、肺静脉、肺动脉、颈动脉、肾动脉和它们的分支。在一些实施例中，心脏组织(例如，心脏的左心房和/或右心房)可以被调节(例如，调节电信号)。此外，如本文进一步所述，虽然本技术可以在螺旋或盘旋式神经调节装置中使用，但它也可以在适当时在非螺旋或非盘旋式神经调节装置中使用。此外，除了本文所述那些之外的其它实施例也在本技术的范围内。例如，在一些实施例中，治疗组件可包括可膨胀的篮状结构，其具有定位在该篮的臂上的一个或多个能量递送元件。另外，本技术的若干其它实施例可具有与本文所述那些不同的构型、部件或程序。因此，本领域的普通技术人员将相应地理解，该技术可具有带有附加元件的其它实施例，或者该技术可具有不具有下文参照图1-28示出和描述的特征中的一些的其它实施例。

虽然本技术的多个实施例描述为用于在脉管内入路中使用，但也可以在非脉管入路中使用该技术，例如，到支配肺部系统的神经的皮肤入路和/或经皮入路。例如，迷走神经和膈神经可以位于肺外部(例如，在颈部区域中和/或在胸腔的入口中)的各个位置处，这可以使这些神经易于经由皮肤穿刺接近或易于经皮去神经支配。因此，本文所述装置和/或方法可以用来从颈静脉和/或颈内静脉内进行迷走神经和/或膈神经的调节。在这些位置中的一者或两者处的神经调节可以是有效的(例如，可以提供与治疗肺动脉高血压有关的治疗有益效果)。

本技术的实施例的以上详细描述并非意图为穷举性的或将本技术限制到以上所公开的精确形式。虽然上文出于说明性目的而描述了本技术的具体实施例和示例，但如相关领域的技术人员将认识到那样，在本技术的范围内各种等同修改是可能的。例如，虽然各步骤以给定顺序提供，但备选实施例可以不同顺序来执行步骤。本文所述各种实施例也可结合以提供另外的实施例。

由上可知，应当理解，虽然本文出于说明性目的已描述了本技术的具体实施例，但熟知的结构和功能未被详细示出和描述，以免使本技术的实施例的描述不必要地变模糊。在上下文允许的情况下，单数或复数术语也可分别包含复数或单数的情况。

此外，除非单词“或者”明确限于指仅一个物品，排除涉及两个或更多个物品列表的其它物品，那么这样的列表中使用的“或者”应解释为包含(a)列表中的任何单个物品，(b)列表中的所有物品，或(c)列表中物品的任何组合。另外，术语“包括”通篇用于指包含至少(多个)所叙述的特征，使得不排除更大数量的任何相同特征和/或附加类型的其它特征。也应理解本文出于说明目的而描述了具体实施例，但可以在不偏离本技术的情况下进行各种修改。此外，虽然与本技术的某些实施例相关联的优点已在那些实施例的上下文中进行了描述，但其它实施例也可以显示这样的优点，而且，不需要所有实施例都具有这样的优点以落在本技术的范围内。因此，本公开和相关联的技术可涵盖本文未明确示出或描述的其它实施例。

Claims (18)

1.一种导管设备，包括：

细长轴，所述细长轴具有近侧部分和远侧部分，其中，所述轴的所述远侧部分被构造用于脉管内递送至人类患者的身体脉管；

能量递送元件，所述能量递送元件沿着所述轴的所述远侧部分定位；以及

多个可偏转构件，所述可偏转构件围绕所述轴的所述远侧部分的周向间隔开，其中，所述可偏转构件中的每一个被构造成从低轮廓状态转变至部署状态，从而使所述远侧部分弯曲，并将所述能量递送元件与所述身体脉管的壁并置放置。

2.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述细长轴的所述远侧部分尺寸和构造设置成用于脉管内递送至所述肺动脉内。

3.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转构件中的所述每一个包括双金属条，所述双金属条包括邻近第二材料定位的具有第一热膨胀系数(CTE)的第一材料，所述第二材料具有不同于所述第一CTE的第二CTE。

4.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转构件中的每一个包括双金属条，所述双金属条包括沿着它们的长度彼此联接的压电材料和基底材料，其中，所述压电材料具有第一CTE，并且所述基底材料具有不同于所述第一CTE的第二CTE。

5.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述治疗组件包括四个可偏转构件，其中，所述可偏转构件中的每一个对应于所述轴的不同的象限。

6.根据权利要求5所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转构件沿着所述轴的长度延伸，并且具有在所述细长轴的所述远侧部分内的近侧末端。

7.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转构件具有小于所述细长轴的长度的长度和从所述轴的近侧部分朝向远侧间隔开的近侧末端。

8.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转构件具有从所述能量递送装置向近侧间隔开的远侧末端和在所述细长轴的所述远侧部分内的近侧末端。

9.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件是定位在所述轴的远侧末端处的单个能量递送元件。

10.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述细长轴的所述远侧部分尺寸和构造设置成用于脉管内递送至所述肾动脉内。

11.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，还包括在所述轴的所述近侧部分处的柄部，所述柄部包括致动器，所述致动器电联接到所述可偏转构件中的每一个，并且其中，所述可偏转构件能够通过启用所述致动器而在其相应的低轮廓状态和部署状态之间独立地转变。

12.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件与所述可偏转构件沿着所述轴间隔开。

13.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件被定位在所述可偏转构件中的一个或多个上。

14.根据权利要求1所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件是第一能量递送元件，并且其中，所述导管设备还包括第二递送元件。

15.一种导管设备，包括：

细长轴，所述细长轴具有近侧部分和远侧部分，其中，所述轴的所述远侧部分被构造用于脉管内递送至人类患者的身体脉管；

可偏转构件，所述可偏转构件在所述轴的所述远侧部分处且电联接到所述近侧部分，其中，所述可偏转构件包括双金属条，所述双金属条包括邻近第二材料定位的具有第一CTE的第一材料，所述第二材料具有不同于所述第一CTE的第二CTE；以及

在所述可偏转构件上的能量递送元件，

其中，对所述可偏转构件的加热使所述可偏转构件变形，从而将所述能量递送元件与所述身体脉管的壁并置放置。

16.根据权利要求15所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件是第一能量递送元件，并且其中，所述导管设备还包括在所述可偏转构件上的第二递送元件。

17.根据权利要求15所述的导管设备，其特征在于，所述能量递送元件与所述可偏转构件直接接触。

18.根据权利要求15所述的导管设备，其特征在于，所述可偏转元件是第一可偏转元件，并且其中，所述导管设备还包括第二可偏转元件。