CN117769398A - 用于施加能量以使肺动脉失神经的系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种导管系统，其用于消融例如肺动脉的血管周围的组织以降低包围所述血管的神经的神经活动。所述导管系统包含具有联接到手柄的近端部分及远端部分的细长轴件。所述远端部分包含换能器及可膨胀锚，所述可膨胀锚可经致动以在收缩递送状态与其中所述锚使所述换能器集中于所述血管内的膨胀部署状态之间转变。所述换能器可经致动以发射能量来降低包围所述血管的所述神经的神经活动。进一步提供了用于确认包围所述血管的所述神经的神经活动已被充分降低的系统及方法。

Description

用于施加能量以使肺动脉失神经的系统

相关申请案的交叉参考

本申请案主张2021年6月24日申请的第21305873.8号EP专利申请案的优先权，所述EP专利申请案的全部内容以引用方式并入本文中。

技术领域

本公开大体上涉及用于施加能量以降低例如肺动脉的血管中的神经活动以治疗肺高压及/或其它肺血管疾病的医疗装置、系统及方法。

背景技术

肺高压是一种具有高发病率及高死亡率的多因素病因的疾病现象。疾病导致心脏右侧的工作量增加且最终不仅导致心脏右侧肥大及功能障碍，而且通常还会导致左侧也肥大及功能障碍。肺高压的预后历来较差，其中中位生存期历来不到3年。目前，随着新药物疗法的出现，5年后的存活率已提高到50到60％。然而，许多患者继续发展到肺高压的恶化阶段，且尽管治疗有所改善，但所述情况的预后仍然很严重。

鉴于先前已知的系统及方法的上述缺点，需要用于治疗肺高压的经改进系统及方法，特别是微创治疗，所述微创治疗将减少或取消对药物治疗的需要及/或将是永久的或至少是持久的。

甘南山姆卡(Gnanashanmugam)的第9,005,100号美国专利中首次描述了经由肺动脉的血管内失神经来治疗肺高压，所述美国专利的全部内容以引用方式并入本文中。希望提供用于使例如肺动脉的血管失神经的另外系统以及用于验证失神经已完成的系统。

发明内容

本公开通过提供用于中断左、右及/或主肺动脉周围的神经(例如交感神经)及/或支配左、右及/或主肺动脉的系统及方法来克服用于降低肺高压的先前已知的系统及方法的缺点。神经调控可经由消融、可为或可不为可逆的失神经、刺激等来完成。举例来说，本文中公开的系统经配置以引导导管从远程插入点通过心脏且到达肺支动脉及主干。导管可包含锚，当部署时，所述锚将换能器锚定且集中于血管壁内的目标消融部位处。一旦定位于消融部位处的神经已被消融，锚就可收缩，且换能器可重新定位于血管内的另一消融部位处。此部署、消融、收缩及移动方法可重复直到肺动脉分支及肺主干两者都已被消融。

根据本公开的一个方面，提供一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的系统。所述系统可包含手柄、内导管、换能器组合件、外导管、可膨胀锚及鞘管。举例来说，所述内导管可包含延伸穿过所述内导管的长度的至少一部分的导丝管腔，且所述内导管的近端区可操作地联接到所述手柄。所述换能器组合件可包含具有与其联接的超声换能器的换能器轴件。所述超声换能器可经致动以在所述血管内发射超声能量以降低所述血管周围的神经的神经活动。所述换能器轴件可包含经定大小及塑形以将所述内导管可滑动地接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区。所述外导管可包含经定大小及塑形以将所述换能器轴件接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区。所述可膨胀锚可包含联接到所述内导管的远端及联接到所述外导管的近端，使得所述内导管与所述外导管之间的相对移动导致所述可膨胀锚在收缩递送状态与膨胀部署状态之间转变。此外，所述可膨胀锚可在所述膨胀部署状态中使所述超声换能器集中于所述患者的所述血管内。所述鞘管可包含经定大小及塑形以将所述外导管及处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚可滑动地接收于其中的管腔。所述鞘管的远端区可具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区，且所述鞘管的近端区可操作地联接到所述手柄。所述血管可为肺动脉，且所述超声换能器可经致动以在所述肺动脉内发射超声能量来降低所述肺动脉周围的神经的神经活动以治疗肺高压。

所述系统进一步可包含分离套筒，所述分离套筒具有经定大小及塑形以将所述鞘管可滑动地接收于其中的管腔，且所述分离套筒的近端区固定地联接到所述手柄。另外，所述系统可包含具有经定大小及塑形以将所述鞘管及所述分离套筒可滑动地接收于其中的管腔的引入器。举例来说，所述引入器可相对于所述患者固定且经致动以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动，使得所述鞘管可相对于所述分离套筒移动，在所述换能器组合件与所述患者之间没有相对移动。此外，所述引入器可包含安置于所述引入器的所述管腔内的阀，使得所述引入器可通过在所述分离套筒安置于所述引入器的所述管腔内时抵靠所述分离套筒致动所述阀来进行致动以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动。

所述内导管的远端可包含无创伤尖端。举例来说，所述无创伤尖端可包含锥形轮廓，使得所述无创伤尖端的横截面面积从所述无创伤尖端的近端朝向所述无创伤尖端的远端减小。在递送配置中，所述鞘管的远端邻接所述无创伤尖端。此外，所述可膨胀锚的所述远端可经由可滑动地安置于所述内导管上的环联接到所述内导管，使得所述可膨胀锚的所述远端可滑动地联接到所述内导管。所述外导管可固定地联接到所述手柄，且所述内导管可经致动以相对于所述外导管移动，以导致所述可膨胀锚在所述收缩递送状态与所述膨胀部署状态之间转变。替代地，所述内导管可固定地联接到所述手柄，且所述外导管可经致动以相对于所述内导管移动，以导致所述可膨胀锚在所述收缩递送状态与所述膨胀部署状态之间转变。

所述可膨胀锚可包含多个支柱，例如多个菱形支柱。所述可膨胀锚可由形状记忆材料形成。此外，所述可膨胀锚可在所述膨胀部署状态中具有大于所述内导管、所述换能器轴件、所述外导管及所述鞘管的所述远端区的刚度力的径向力。另外，所述鞘管的所述远端区的所述刚度可大于所述鞘管的所述近端区的刚度。所述鞘管的所述远端区的外径可大于所述鞘管的所述近端区的外径。所述换能器轴件及所述外导管可经密封以在其间创建流体密封腔，使得至少一个缆线可安置于所述流体密封腔中以将电能提供到所述超声换能器用于发射所述超声能量。

所述系统进一步可包含可操作地联接到所述超声换能器的发电机。所述发电机可经致动以将电能提供到所述超声换能器以导致所述超声换能器发射超声能量。另外，所述系统可包含可测量所述超声换能器的温度的传感器，且所述发电机可包含经编程以在所述超声换能器的所述温度超过预定阈值的情况下调适提供到所述超声换能器的所述电能的控制环路。另外，所述换能器可将从邻近解剖气道结构反射的声能转换成电能，且所述发电机可包含经编程以在所述电能超过预定阈值的情况下停止超声能量的发射的控制环路，其中所述电能指示从所述邻近解剖气道结构反射的声能水平。

所述系统进一步可包含安置于所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极。所述一或多个起搏电极可经致动以在膈神经定位于所述血管周围的情况下起搏所述血管并诱导来自所述患者的生理响应。另外，所述系统可包含可将足以使所述血管扩张并刺激所述血管内的压力感受器的力施加于所述血管的内壁的扩张机构。所述扩张机构可包含可膨胀构件，所述可膨胀构件可从收缩状态膨胀到其中所述可膨胀构件将所述力施加于所述血管的所述内壁的膨胀状态。替代地，所述扩张机构可包含扭转机构，所述扭转机构可经致动以使所述系统的细长轴件在所述血管内弯曲以将所述力施加于所述血管的所述内壁。

此外，所述系统进一步可包含控制器，所述控制器可操作地联接到可测量所述血管内的压力的一或多个传感器。所述控制器可经编程以：在第一时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第一压力信息；在所述可膨胀构件将第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第二时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第二压力信息；在超声能量经由所述超声换能器发射于所述血管内以降低所述血管周围的神经的神经活动之后且在所述可膨胀构件将第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第三时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第三压力信息；及将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述超声能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

举例来说，所述第二压力信息可指示当所述第一力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第一压力梯度，且所述第三压力信息可指示当所述第二力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第二压力梯度。因此，在所述第二与第三压力信息的所述比较指示所述第二压力梯度比所述第一压力梯度小超过预定阈值的情况下，所述超声能量可能已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。所述系统进一步可包含可测量所述血管内的压力的一或多个传感器。

所述系统进一步可包含换能器导管，所述换能器导管具有经定大小及塑形以将所述换能器轴件接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区，使得所述换能器导管可滑动地安置于所述外导管内。在此配置中，所述换能器轴件及所述换能器导管经密封以在其间创建流体密封腔，使得至少一个缆线可安置于所述流体密封腔中以将电能提供到所述超声换能器用于发射超声能量。

所述手柄可经致动以导致所述超声换能器经由所述换能器轴件及所述换能器导管进行相对于所述内导管及所述外导管的平移移动。所述内导管、所述外导管及所述鞘管中的至少一者可包含经定大小及塑形以通过其接收所述导丝的导丝端口。所述系统进一步可包含一或多个血管内超声(IVUS)换能器，所述一或多个IVUS换能器安置于在所述超声换能器的远端的所述内导管、在所述超声换能器与所述可膨胀锚的所述近端之间的所述外导管或在所述可膨胀锚的所述近端的近端的所述外导管中的至少一者上。所述一或多个IVUS换能器可产生数据来检测在所述一或多个IVUS换能器的视场内邻近于所述血管的解剖结构。所述一或多个IVUS换能器可包含用于遮蔽从所述一或多个IVUS换能器发射的所述超声能量的至少一部分的屏蔽。

另外，所述系统可包含转矩轴件，所述转矩轴件具有经定大小及塑形以将所述内导管接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区。所述转矩轴件可联接到所述超声换能器且可经致动以导致所述超声换能器相对于所述内导管的旋转。所述超声换能器可包含多个换能器段，且所述多个换能器段中的每一换能器段可为独立地可致动的以选择性地发射超声能量。

根据本公开的另一方面，提供一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的方法。所述方法可包含选择导管系统，所述导管系统包含手柄、具有导丝管腔的内导管、可滑动地安置于所述内导管之上的换能器组合件、安置于所述换能器组合件的换能器轴件之上的外导管、具有联接到所述内导管的远端及联接到所述外导管的近端的可膨胀锚，以及可滑动地安置于所述外导管之上的鞘管。所述方法进一步可包含：使导丝的远端前进到所述血管内的目标位置；使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的近端之上前进直到所述换能器组合件的超声换能器处于所述血管内的所述目标位置中，所述可膨胀锚在收缩递送状态中安置于所述鞘管内；使所述鞘管回缩以暴露所述血管内的所述可膨胀锚；使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚从所述收缩递送状态转变到膨胀部署状态，所述可膨胀锚在所述膨胀部署状态中使所述超声换能器集中于所述血管内；致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量以降低所述血管周围的神经的神经活动；使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态；使所述鞘管在处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚之上前进，所述鞘管的远端区具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区；及将所述导管系统从所述患者移除。

使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的所述近端之上前进直到所述超声换能器处于所述血管内的所述目标位置中可包含使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的所述近端之上前进直到所述超声换能器处于肺动脉内的所述目标位置中。所述方法进一步可包含将引入器插入于所述患者的血管中，使得所述引入器相对于所述患者固定，使得使所述导管系统在所述导丝的所述近端之上前进包含使所述导管系统在所述导丝的所述近端之上前进且通过所述引入器。

另外，所述方法可包含抵靠所述导管系统的分离套筒致动安置于所述引入器的管腔内的阀以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动，使得所述鞘管可相对于所述分离套筒移动，在所述换能器组合件与所述患者之间没有相对移动。因此，所述分离套筒可滑动地安置于所述鞘管的至少一部分之上且固定地联接到所述手柄。所述方法进一步可包含在所述血管内相对于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚平移地移动所述超声换能器。

另外，所述方法可包含：在将所述导管系统从所述患者移除之前，使所述导管系统前进直到所述超声换能器处于所述血管的另一部分内的第二目标位置中；使所述鞘管回缩以暴露所述血管的所述另一部分内的所述可膨胀锚；使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚在所述血管的所述另一部分内从所述收缩递送状态转变到所述膨胀部署状态；及致动所述超声换能器以在所述血管的所述另一部分内发射超声能量以降低所述血管的所述另一部分周围的神经的神经活动。致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量可包含根据预定致动机制致动所述超声换能器。所述预定致动机制可包含预定消融周期之间的预定非消融周期。

此外，所述方法可包含：在致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量之前，在膈神经定位于所述血管周围的情况下，经由安置于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极起搏所述血管以诱导来自所述患者的可观察生理响应；及在观察到所述生理响应的情况下，不致动所述超声换能器以在所述血管内的所述目标位置处发射超声能量，以避免损伤所述膈神经。另外或替代地，所述方法可包含：在膈神经定位于所述血管周围同时超声能量发射于所述血管内的情况下，经由安置于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极起搏所述血管以诱导来自所述患者的可观察生理响应；及在随时间观察到的所述生理响应中的变化超过预定阈值的情况下，停止超声能量在所述血管内的发射，以避免损伤所述膈神经。

根据本发明的另一方面，提供用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的另一方法。所述方法可包含：测量所述血管内的第一压力信息；将第一力施加于所述血管的内壁以使所述血管扩张；在所述第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第二压力信息；经由定位于所述血管内的消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经；将第二力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张；在所述第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第三压力信息；及将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述经发射能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

所述第二压力信息可指示当所述第一力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第一压力梯度，且所述第三压力信息可指示当所述第二力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第二压力梯度。在所述第二与第三压力信息的所述比较指示所述第二压力梯度比所述第一压力梯度小超过预定阈值的情况下，所述经发射能量可能已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。另外或替代地，在所述第二压力梯度是0的情况下，所述经发射能量可能已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

将所述第一及第二力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张可包含施加足以刺激所述血管内的压力感受器的力。此外，将所述第一或第二力中的至少一者施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张可包含使可膨胀构件从收缩状态膨胀到膨胀状态，所述可膨胀构件安置于经定大小及塑形以定位于所述血管内的导管上。在所述膨胀状态中，所述可膨胀装置可不完全闭塞通过所述血管的血液。所述消融装置可与所述可膨胀构件安置于同一导管上。替代地，所述消融装置可安置于经定大小及塑形以定位于所述血管内的第二导管上，使得所述第二导管与所述导管不同。替代地，将所述第一或第二力中的至少一者施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张可包含向导管轴件施加转矩以使所述导管轴件在所述血管内弯曲以施加所述力。

在基于所述第二与第三压力信息的所述比较，所述经发射能量尚未降低所述血管周围的所述神经的神经活动的情况下，所述方法进一步包含：经由定位于所述血管内的所述消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经；将第三力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张；在所述第三力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第四压力信息；及将所述第四压力信息与所述第二或第三压力信息中的至少一者进行比较以确定所述经发射能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。此外，经由定位于所述血管内的所述消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经可包含发射聚焦超声、非聚焦超声、射频、微波、冷冻能、激光或脉冲场电穿孔中的至少一者。所述方法进一步可包含在所述血管内部署可膨胀锚以使所述消融装置集中于所述血管中。

根据本公开的另一方面，提供用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的另一系统。所述系统可包含导管组合件、扩张机构、可测量所述血管内的压力的一或多个传感器，及可操作地联接到所述一或多个传感器的控制器。所述导管组合件可具有可操作地联接到手柄的近端区及经定大小及塑形以定位于所述血管内的远端区，且所述导管组合件的所述远端区可包含可经致动以在所述血管内发射能量以降低所述血管周围的神经的神经活动的消融装置。所述扩张机构可经致动以将足以使所述血管扩张并刺激所述血管内的压力感受器的力施加于所述血管的内壁。

所述控制器可经编程以：在第一时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第一压力信息；在所述扩张机构将第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第二时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第二压力信息；在超声能量经由所述超声换能器发射于所述血管内以降低所述血管周围的神经的神经活动之后且在所述扩张机构将第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第三时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第三压力信息；及将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述超声能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

所述扩张机构可包含可膨胀构件，所述可膨胀构件可从收缩状态膨胀到膨胀状态以将所述力施加于所述血管的所述内壁。替代地，所述扩张机构可包含扭转机构，所述扭转机构经配置以使所述导管组合件的轴件在所述血管内弯曲以将所述力施加于所述血管的所述内壁。所述系统进一步可包含可膨胀锚，所述可膨胀锚可在收缩递送状态与其中所述可膨胀锚使所述消融装置集中于所述血管内的膨胀部署状态之间转变。此外，所述消融装置可发射聚焦超声、非聚焦超声、射频、微波、冷冻能、激光或脉冲场电穿孔中的至少一者。

根据本公开的另一方面，提供一种用于降低患者的肺动脉周围的神经的神经活动的系统。所述系统可包含手柄、细长轴件、超声换能器及可膨胀锚。所述细长轴件可具有可操作地联接到所述手柄的近端区及远端区。所述超声换能器可安置于所述细长轴件的所述远端区上，且可经致动以在所述肺动脉内发射超声能量来降低所述肺动脉周围的神经的神经活动。所述可膨胀锚可安置于所述细长轴件的所述远端区上，且可在收缩递送状态与其中所述可膨胀锚使所述超声换能器集中于所述患者的所述肺动脉内的膨胀部署状态之间转变。

所述可膨胀锚可包含具有经配置以防止损伤所述肺动脉的圆角边缘的多个支柱。所述系统进一步可包含鞘管，所述鞘管具有经定大小及塑形以将所述细长轴件及处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚可滑动地接收于其中的管腔。所述鞘管的远端区可具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区，且所述鞘管的近端区可操作地联接到所述手柄。所述超声换能器可在所述肺动脉的主分支、所述肺动脉的右分支或所述肺动脉的左分支或其任何组合内发射所述超声能量。

附图说明

图1A是根据本公开的原理而构造的用于治疗组织的示范性导管系统的透视图。

图1B是图1A的导管系统的示意性横截面图。

图2A示出图1A的导管系统的远端区。

图2B示出根据本公开的原理而构造的示范性可膨胀锚。

图2C示出根据本公开的原理而构造的示范性鞘管。

图3是根据本公开的原理而构造的图1A的导管系统的示范性手柄的透视图。

图4A是图1A的导管系统的横截面图，且图4B到4E是图4A的手柄的特写视图。

图5A示出处于递送配置中的图1A的导管系统。

图5B示出处于部署配置中的图1A的导管系统。

图6A到6D是根据本公开的原理而构造的示范性换能器组合件的各种视图。

图7是根据本公开的原理的用于治疗组织的示范性方法的流程图。

图8是示出根据本公开的原理的将图1A的导管系统定位于患者体内的示意图。

图9是根据本公开的原理的用于确认神经的神经活动降低的示范性方法的流程图。

图10是示出能量发射强度的分布性标绘图。

图11示出根据本公开的原理而构造的具有导丝端口的替代示范性导管系统的远端区。

图12是根据本公开的原理而构造的替代示范性手柄的横截面图。

图13是示出导管系统的控制环路的图形。

图14是示出根据本公开的原理的能量发射的直接目标的分布性标绘图。

图15示出根据本公开的原理而构造的具有可旋转转矩轴件的替代示范性导管系统。

图16示出根据本公开的原理的具有成像换能器的替代示范性导管系统。

图17A示出根据本公开的原理而构造的具有屏蔽的替代示范性成像换能器。

图17B示出图17A的成像换能器在患者体内进行的能量发射。

图18示出根据本公开的原理的具有起搏电极的替代示范性导管系统。

图19A示出根据本公开的原理构而造的示范性换能器。

图19B示出根据本公开的原理而构造的另一示范性换能器。

图19C示出根据本公开的原理而构造的另一示范性换能器。

图19D示出示范性换能器连接实施方案。

图19E示出根据本公开的原理而构造的另一示范性换能器。

图20A到20D示出示范性换能器的各种外表面形状。

图21A示出根据本公开的原理而构造的示范性透镜。

图21B示意性地示出从图21A的透镜发出以纵向地聚焦及集中能量的能量射线。

图21C示出能量施加形状的一部分。

图21D示出根据本公开的原理而构造的示范性换能器组合件。

图22A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的示范性锚。

图22B示出处于部署状态中的图22A的锚。

图22C示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图22D示出处于部署状态中的图22C的锚。

图23A及23B示出根据本公开的原理而构造的示范性换能器组合件。

图23C到23E示出在消融之间旋转锚的示范性方法。

图24A示意性地示出根据本公开的原理而构造的包括手柄及细长轴件的示范性导管。

图24B示意性地示出根据本公开的原理而构造的包括手柄及细长轴件的另一示范性导管。

图25A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图25B示出处于部署状态中的图25A的锚。

图26A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图26B示出处于部署状态中的图26A的锚。

图27A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图27B示出处于部署状态中的图27A的锚。

图27C是图27A的锚的示范性花瓣配置的俯视图。

图27D是图27C的花瓣配置的侧视图。

图28A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图28B示出处于部署状态中的图28A的锚。

图28C示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图28D示出处于部署状态中的图28C的锚。

图29A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图29B示出处于部署状态中的图29A的锚。

图30A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图30B示出处于部署状态中的图30A的锚。

图31A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图31B示出处于部署状态中的图31A的锚。

图32A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的另一示范性锚。

图32B示出处于部署状态中的图32A的锚。

图33A示出根据本公开的原理而构造的处于收缩递送状态中的示范性锚。

图33B示出处于部署状态中的图33A的锚。

图33C及33D示出示范性环线的各种视图。

图34A示出血管中未被适当锚定的示范性导管。

图34B示出其中轴件的刚度可在远端部分附近被有效地抵消的示范性导管。

图35A示出根据本公开的原理而构造的示范性回缩特征。

图35B示出根据本公开的原理而构造的另一示范性回缩特征。

图36是根据本公开的原理的实例消融仪器的示意图。

图37A示出根据本公开的原理而构造的包括传感器的示范性导管。

图37B是描绘在消融期间进行的实例温度测量及脉冲发射的图形。

图37C示出根据本公开的原理而构造的包含包括传感器的第二导管的示范性导管系统。

图37D示出联接到示范性透镜的内部的传感器。

图37E示出根据本公开的原理的定位于示范性锚上的多个传感器。

图38A到38B示出根据本公开的原理的将导管插入并引导到血管的示范性方法。

图38C到38D示出根据本公开的原理的治疗右肺动脉周围的组织的示范性方法。

图38E到38F示出根据本公开的原理的治疗左肺动脉周围的组织的示范性方法。

图38G到38I示出根据本公开的原理的治疗肺主干周围的组织的示范性方法。

具体实施方式

肺循环的血管收缩/血管舒张轴的相互作用是肺高压疾病进展及严重程度的关键决定因素之一。交感神经系统介导肺血管收缩。这可具体通过胸交感神经链及其分支来实现。交感神经系统在介导肺动脉血管缺氧介导的血管收缩响应中可能是重要的。调控或降低肺血管内的交感神经系统活动是治疗肺高压的独特方法。减少、调控及/或取消肺动脉的交感神经张力可减少交感神经介导的血管收缩，借此允许增加肺血管直径及肺血管扩张。降低交感神经张力的最终效果是降低肺压及肺高压，这是治疗的一个可能目标。

尽管此具体实施方式集中于交感神经、神经纤维及/或神经元的治疗，但在任何给定实施例中，本文描述的方法、装置或系统也或替代地可治疗副交感神经、神经纤维及/或神经元。因此，本文中对治疗交感神经组织的描述不应被解释为具限制性。

肺神经血管解剖学

肺及心脏的交感神经支配源于胸腰椎，最终到达心脏及肺并支配其血管。交感神经系统是自主神经系统的部分，包括神经纤维，所述神经纤维离开胸及腰椎区的脊髓，并借助于在脊柱的每一侧延伸的交感神经节链供应内脏及血管，交感神经节链经由对应脊神经的分支与中枢神经系统相通。主要来自胸椎的交感神经(例如T1到T10级，具有来自颈椎的一些潜在贡献)在从胸交感神经链分支之后支配心脏及肺。交感神经汇聚在胸交感链及神经节上，此后产生节后交感神经，接着支配心脏及肺。这些神经通常汇聚在各种丛(plexi/plexuses)上，所述丛通常是交感神经纤维与副交感神经纤维两者的汇聚区域。这些丛接着进一步产生神经分支或延续，接着分支并分叉到心脏及肺内的结构上，或与例如肺动脉或小动脉的外壁相关联。本文中描述一些关键丛及其与心脏、肺及肺血管的解剖关系。

交感神经的大丛是神经与神经节的集合体，位于胸腔、腹腔及盆腔，且命名为心丛、腹腔丛及下腹丛。它们不仅包含来自神经节的交感神经纤维，而且还包含通过白色交通支传达的来自髓质的纤维。从所述丛，分支被给予胸、腹及盆腔内脏。

心丛位于心脏底部，且分为位于主动脉弓凹陷中的浅部及在主动脉弓与气管之间的深部。浅部与深部紧密连接。

心丛的浅部位于右肺动脉前方的主动脉弓下方。心丛的浅部由左交感神经的上心支及左迷走神经的下颈上心支形成。偶尔会发现一个小神经节——瑞斯伯格(Wrisberg)的心神经节，在它们的结点处与这些神经连接。此神经节在存在时，位于主动脉弓正下方、动脉韧带右侧上。心丛的浅部给予：(a)丛的深部的分支；(b)冠状动脉前丛的分支；及(c)左前肺丛的分支。

心丛的深部位于气管分叉前方、肺动脉分裂点上方及主动脉弓后方。心丛的深部由源自交感神经颈神经节的心神经以及迷走神经及喉返神经的心支形成。唯一不进入心丛深部形成的心神经是左交感神经的上心神经及来自左迷走神经的两个颈上心支中的下心神经，这两个心支传递到心丛的浅部。

从心丛深部右半部分的分支穿过右肺动脉，一些在前及其它在后；多于后面分支的肺动脉前面的分支将一些细丝传递到前肺丛，且接着继续前进以形成前冠状丛的部分；肺动脉后面的动脉将一些细丝分布到右心房，且接着继续向前以形成后冠状神经丛的部分。

丛深部的左半部分与心丛浅部相连，并向左心房及前肺丛提供细丝，且接着继续以形成后冠状丛的更大部分。

后冠状丛(冠状后丛；左冠状丛)比前冠状丛大，并伴随左冠状动脉。冠状后丛主要由从心丛深部左半部分延伸的细丝及从右半部分延伸出来的一些细丝形成。冠状动脉后丛给予左心房及心室的分支。

冠状前丛(冠状前丛；右冠状丛)部分由心丛的浅部且部分由深部形成。冠状动脉前丛伴随右冠状动脉。冠状前丛给予右心房及心室的分支。

肺丛是供应肺部的自主神经纤维的汇聚点。肺丛与位于上方的心丛及位于后方的食道丛连续。

肺丛位于相对于每一肺根的前部及后部。肺丛与肺动脉非常接近，且当它们横向分支时，肺丛将其神经纤维与分叉的肺动脉及小动脉的外壁相连。

来自心丛的纤维通道在下方，在气管前方及主动脉弓后方。肺丛也直接接收来自其它源的自主神经纤维。肺丛直接接收来自右迷走神经的副交感神经纤维，右迷走神经在气管上后下方下降，并在气管后部分开以给予肺丛及食道丛；肺丛向前传递到肺根。肺丛还直接接收来自左迷走神经的副交感神经纤维，所述神经纤维向前下降到主动脉弓、发出喉返支，且接着纤维向前分叉以供应左肺动脉丛。肺丛直接接收来自上四胸神经节分支的交感神经纤维，所述交感神经纤维向前绕过后胸腔以在食道的横向壁上汇合。分支从气管分叉的背侧区向肺丛供应神经纤维。

心返神经且有时颅迷走神经可承载肺分叉的主要神经支配及肺主动脉及其右及左分支的邻近部分。心返神经是一种中等大小的神经，起源于环绕右锁骨下动脉的右喉返神经。心返神经通常接收来自迷走神经、副交感神经干的不同大小的贡献，且另一者来自星状神经节。神经向后传递到前腔静脉，横向到头臂动脉及主动脉弓，到肺分叉，在其处它分为前外侧及后外侧分支。前外侧支往往较小。分支接着倾向于在主肺动脉的前部及后部呈扇形散开，并与右及左肺动脉周围的丛及颈前丛相通。一些纤维继续到心脏及冠状丛。在其过程期间，它与颅-迷走心神经自由相通。

右迷走神经起源于右喉返神经起点尾部的右迷走神经干。它们分为两组——头迷走心神经及尾迷走心神经。它们的大小、数量及路线有所不同。包含一些较小的分支，右迷走心神经向右肺动脉丛、肺分叉处的右心返神经的前外侧及后外侧分支以及由迷走神经腹侧分支形成的丛供应分支或细枝，在肺根之前，且接着终止于心房壁。通过右星状心神经、颈内侧腹侧心神经、左喉返神经及左迷走神经干的腹侧分支向气管前丛及右及左肺动脉周围的丛供应大小及位置可变且有时不存在的小细枝或分支。其它细枝或分支从形成腹外侧心神经及左星状心神经的弥漫性丛状纤维网络供应。

感兴趣的这些神经之一是心返神经，尤其是右心返神经，因为它可含有节前纤维、传入纤维及交感节后纤维以及其它。心返神经是内脏弓神经右喉返神经的一分支。因此，令人相当感兴趣的是，肺分叉感觉区(内脏弓的部分)的主要神经供应来源于喉返神经——内脏弓的神经。由于肺动脉最靠头的部分是由延髓的后部及右侧部分形成，因此血管主要由右侧内脏神经供应。

更明确来说，肺动脉分叉以及右及左肺动脉的邻近部分接收非常丰富的神经支配。在右侧，分叉处最恒定的神经干是右心返神经。纤维来源于迷走神经或喉返神经，因为它环绕锁骨下动脉，紧接地从头臂干到达其源。神经向内侧及尾部行进，背侧传递到上腔静脉且横向到头臂干的起点。纤维通过分为与来自肺丛的纤维相通的前外侧及后外侧分支来在分叉处分叉。在其过程期间，它与通常很小的一或多个右迷走心神经相通，并从星状神经节或锁骨下肌分支。这些后者分支被认为贡献传出组分。注意到喉返神经(RLN)的起源模式有微小变化。在一些情况中，神经可作为RLN环路的独立主干出现，并可由邻近星状神经节的心交感神经分支接合。心返神经也很少从RLN的起源角度出现。在一些情况中，神经的主要部分可作为迷走神经从迷走神经产生，也接收来自RLN的小细丝。

从左侧对肺动脉进行神经支配的贡献与右侧的贡献类似，但在一些情况中，总是接收来自迷走神经的以颈腹内侧心神经的形式的很小直接贡献。此神经由数目不等的根(通常为两个)从迷走神经产生，并向尾部经过主动脉弓，在动脉韧带、肺分叉及左肺动脉上分支。上颅迷走神经根通常接收来自左星状神经节的直接分支。当RLN穿过主动脉弓下方时，分叉及左肺动脉接收来自RLN的小的不稳定分支。在一些情况中，下降分支从RLN的上升部分开始以终止于分叉周围。

肺动脉的肌肉组织接收右侧神经支配，主要是血管收缩肾上腺素能交感纤维，但很少或没有来自副交感神经或迷走神经的运动神经支配。纤维主要在星状神经节突触中，也在胸上神经节及交感神经节突触中。在肺动脉的分叉处以及邻近肺动脉的部分及其右及左主支中，发现大量神经末梢。

除主肺动脉、右主肺动脉及左主肺动脉之外，肺的另外分支的神经支配也遵循动脉解剖结构，其中神经沿着动脉行进，通常跟随外膜周围位置或沿着外膜行进。在更远端的肺动脉且直径小到30微米或更小的肺小动脉中存在丰富的神经支配。此神经支配包含副交感神经及交感神经支配两者，其中肺被认为具有丰富的交感神经供应。

胸交感神经切除术是一种目前存在且用于治疗不同疾病过程，即多汗症综合征(出汗过多)的外科手术。对此外科手术的广泛研究表明它是安全且有效的。对接受胸交感神经切除术的患者进行的生理学研究表明，肺功能发生轻微变化，且气道阻力略有增加，心率略有下降，但保留了左心室功能及射血分数，且也保留运动耐受性。来自T2到T3视频辅助胸腔镜交感神经切除术患者的数据表明，交感神经切除手术通过证明交感神经切除之前及之后都对侧选择性肺通气期间动脉血氧饱和度下降来导致切断同侧缺氧介导的通向肺血管的血管收缩通路。这暗示同侧肺血管扩张及肺压力降低。尽管胸交感神经切除术已用于治疗多汗症，但在本申请案主张优先权的临时专利申请案之前，尚未描述其用于治疗肺高压。更一般来说，先前尚未描述降低一或多个交感神经或神经元的活动以降低肺血管阻力及/或改善肺动脉高压。

治疗装置

现在参考图1A及1B，提供用于降低患者的例如肺动脉的血管周围的神经的神经活动的示范性导管系统。举例来说，神经活动可通过使神经失活来降低。导管系统100可包含近端区102、远端区104及延伸于近端区102与远端区104之间的细长轴件101。导管系统100进一步可包含安置于远端区104处的锚200及换能器114以及安置于近端区102处的手柄300。手柄300可例如通过细长轴件101可操作地联接到锚200及换能器114，使得手柄300可由用户致动以致动锚200及换能器114。举例来说，手柄300可用于将远端区104导引到血管内的目标位置，且接着经致动以将锚200部署于血管内，借此使换能器114集中于血管内。手柄300进一步可经致动以导致换能器114向血管发射能量以降低包围血管的神经的神经活动。手柄300还可用于将远端区104重新定位到血管的另一部分，例如从右肺动脉到左肺动脉及/或主肺动脉，使得包围血管的另一部分的神经的神经活动也可经由换能器114来降低。在消融疗法完成时，导管系统100可从患者移除。

现在参考图1B，描述细长轴件101。如图1B中展示，细长轴件101可包含多个导管，例如内导管110、换能器轴件112、外导管116、鞘管118及分离套筒120。举例来说，内导管110可为细长轴件101的最内导管，且可具有可操作地联接到手柄300的近端区及具有无创伤尖端111的远端区。内导管110可具有延伸穿过其(包含穿过尖端111)的管腔，使得管腔经定大小及塑形以接收通过其的导丝。举例来说，导丝管腔可沿着内导管110的长度在0.050"与0.080"之间，且可导引例如0.035"导丝或更小。因此，导丝的近端可被馈送通过尖端111的管腔，使得导管系统100可在导丝之上前进以定位血管中的目标位置内的远端区102，如下文更详细描述。内导管110可经由手柄300可致动以使内导管110相对于手柄300平移地移动。

导管系统100可包含换能器组合件，其包含具有可操作地联接到手柄300的近端区的换能器轴件112及安置于换能器轴件112的远端区处的换能器114。换能器轴件112可具有圆柱形形状及延伸穿过其的管腔，使得管腔经定大小及塑形以将内导管110可滑动地接收于其中。因此，内导管110可相对于换能器轴件112移动。换能器114可经配置以例如经由消融、可为或可不为可逆的失神经、刺激等实现神经调控。举例来说，换能器114可将电输入转换成将由目标组织吸收的声束以诱导对包围/支配血管的神经的加热，借此降低神经的神经活动。举例来说，换能器114可为具有用于发射超声能量(例如聚焦或非聚焦超声)的压电元件的弧形超声换能器。替代地，本文中描述的换能器可经配置以发射射频(RF)能量、微波能、冷冻能、热能、电能、红外能、激光能、光疗、等离子体能、电离能、机械能、化学能、其组合及类似者。

外导管116可具有可操作地联接到手柄300的近端区及延伸穿过其的管腔，使得管腔经定大小及塑形以将换能器轴件112接收于其中。外导管116的远端区可联接到换能器114及换能器轴件112。举例来说，外导管116的远端区可与换能器轴件112的远端区密封以在其间创建流体密封腔。此外，至少一个缆线可安置于流体密封腔中且电联接到换能器114以将电能提供到换能器114。外导管116可经由手柄300可致动以使外导管116相对于手柄300平移地移动。因此，外导管116可相对于内导管110移动。

如图1B中展示，锚200的近端可联接到外导管116，且锚200的远端可联接到内导管110。因此，内导管110与外导管116之间例如经由推拉机构的相对移动可导致锚200在收缩递送状态与膨胀部署状态之间转变。举例来说，相对于外导管116在远端移动内导管110可导致锚200朝向细长轴件101的纵轴收缩，且相对于外导管116在近端移动内导管110可导致锚从细长轴件101的纵轴向外膨胀。在膨胀部署状态中，锚200可与血管内壁接触以使换能器114集中于血管内。因此，在膨胀部署状态中，锚200可具有大于内导管110、换能器轴件112、外导管116及鞘管118的远端区118b的刚度力的径向力。在膨胀部署状态中，锚200可经配置以保持血液流动通过血管。

鞘管118可具有可操作地联接到手柄300的近端区118a、远端区118b及延伸穿过其的管腔，使得管腔经定大小及塑形以将外导管116及处于其收缩递送状态中的锚200可滑动地接收于其中。近端区118a可具有比远端区118b更长且更薄的轮廓，以减小细长轴件101抵靠患者解剖结构的力。减小此力会减少由锚200使换能器114集中所需的力的量。然而，近端区118a的此力减小必须与覆盖锚200所需的鞘管118的远端区118b的刚度平衡。举例来说，远端区118b应足够硬以在锚200之上滑动，不会压缩也不会扣住。此特征可通过适当材料选择、适当编织物(线轮廓及PPI)来解决，也可通过在将鞘管118集成到导管系统100之前对其进行预处理来解决。

鞘管118的远端区118b可具有足以促进锚200在远端区118b相对于锚200在远端移动时从膨胀部署状态转变到收缩递送状态的刚度，不会扣住远端区118b。因此，远端区118b可具有大于鞘管118的近端区118a的刚度。举例来说，如图1B中展示，远端区118b可具有大于近端区118a的外径的外径，例如远端区118b可具有大于近端区118a的横截面面积的横截面面积。因此，近端区118a可具有更大灵活性以促进操纵导管系统100穿过患者的血管。另外，鞘管118可相对于内导管110在远端移动直到处于其收缩递送状态中的锚200安置于鞘管118的管腔内，例如在远端区118b内，且远端区118b的远端与尖端111的近端接合，借此形成密封，使得导管系统100处于递送配置中。因此，远端区118b可具有基本上等于尖端111的近端的外径的外径，以在递送配置中提供平滑及/或连续的外表面。

分离套筒120可固定地联接到手柄300，且可具有延伸穿过其的管腔，使得管腔经定大小及塑形以将鞘管118的至少近端区118a可滑动地接收于其中。因此，鞘管118可相对于分离套筒120移动，例如当鞘管118经由手柄300致动时。分离套筒120可沿着细长轴件101的近端区的至少一部分延伸。优选地，分离套筒120不沿着细长轴件101的整个长度延伸以便提供更小占用面积且更灵活的导管系统100。

分离套筒120可经配置以准许手柄300相对于患者固定。举例来说，导管系统100进一步可包含可在进入部位处插入到患者体内且相对于患者固定的引入器。引入器可具有延伸穿过其的管腔，使得管腔经定大小及塑形以可滑动地接收通过其的细长轴件101，例如在递送配置中。举例来说，尖端111可在导丝之上前进，通过引入器的管腔，使得细长轴件101经由引入器被递送通过患者的血管。在锚200及换能器114经由鞘管118相对于锚200及换能器114的近端及远端平移移动进行脱鞘及再鞘期间，可期望固定手柄300相对于患者的位置，使得当鞘管118相对于手柄300移动时，可避免换能器114及/或锚200的无意移动。因此，分离套筒120可固定地联接到引入器，引入器固定地联接到患者。举例来说，换能器可具有安置于其管腔内的阀，使得在其致动时，当分离套筒120安置于引入器的管腔内时，阀抵靠分离套筒120进行致动。通过固定固定地联接到手柄300的分离套筒120相对于固定地联接到患者的引入器的位置，手柄300且因此为换能器114及/或锚200也将相对于患者固定，且因此相对于血管固定，使得鞘管118可相对于换能器114及/或锚200在近端及远端移动，同时换能器114及/或锚200相对于血管保持不动。

细长轴件101可包含额外管腔。举例来说，任选管腔可用于跟踪导丝之上的导管系统100。另外，任选管腔可为换能器114与信号产生系统之间的导线(例如缆线600)提供通道。另外，任选管腔可为传感器与接收站之间的导线提供通道。此外，任选管腔可经提供以在超声处理/消融期间将冷却剂递送到换能器114。举例来说，冷盐水可通过管腔(例如经由压力袋或专用输液泵)及通过靠近换能器定位的出口进行递送以使换能器及由换能器的焦耳效应加热的周围血液冷却。

现在参考图2A到2C，描述导管系统100的远端区104。远端区104经定大小及塑形以安置于血管内，例如左、右及/或主肺动脉。如图2A及2B中展示，锚200的近端202可在换能器114近端的轴向位置处联接到外导管116，且锚200的远端204可在换能器114远端的轴向位置处联接到内导管110，使得换能器114安置于锚200内。锚200可由形状记忆材料形成，例如镍钛诺、铬钴、MP35N、35NPT、埃尔基洛伊(Elgiloy)等。如图2A及2B中展示，锚200可由从锚200的近端202延伸到远端204的多个支柱形成。多个支柱可从海波管或薄片切割(例如激光切割)。举例来说，多个支柱可包含形成菱形支柱的多个连接，菱形支柱在膨胀部署状态中形成笼，且防止支柱在推挤血管壁时分组。因此，在膨胀部署状态中，锚200可使换能器114集中于血管内，同时不会闭塞血管，借此保持血液流动通过血管。

锚200经配置以使换能器114集中于直的或弯曲的血管两者中，这可帮助确保血管周围的所有组织都得到治疗。在弯曲血管中，由锚200施加于血管内壁上的径向力必须大于来自细长轴件101的刚度的固有力以使换能器114集中于弯曲血管内。锚200的径向力源自于锚200的材料组成(例如镍钛诺)且来自锚200的纵向压缩。锚200可具有矩形轮廓以避免多个支柱在血管内壁之上滑落。

如上文描述，内导管110与外导管116之间的相对移动可导致锚200在收缩递送状态与膨胀部署状态之间转变。优选地，外导管116相对于手柄300固定，且内导管110可经由手柄300致动以相对于外导管116在近端及远端移动以使锚200膨胀及收缩，如下文关于图4B及4C更详细描述。替代地，内导管110相对于手柄300固定，且外导管116可经由手柄300致动以相对于外导管116在近端及远端移动以使锚200膨胀及收缩。在此配置中，外导管116可相对于鞘管118及内导管110在近端回缩以借此拉动锚200并使其收缩到鞘管118中，例如通过将锚200的近端拉到鞘管118中。在另一替代实施例中，内导管110及外导管116两者都可经由手柄300致动，例如经由可操作地联接到内导管110及外导管116两者的单个致动器，使得单个致动器的致动导致内导管110及外导管116在相同及相反方向上朝向及远离彼此移动。

在又一替代实施例中，锚200可由自膨胀材料形成，使得锚200朝向膨胀部署状态偏置。此外，锚200的远端可经由可滑动地安置于内导管110上的环联接到内导管110，使得锚200的远端可滑动地联接到内导管110。因此，在鞘管118回缩以暴露血管内的锚200时，锚200可随着环在内导管110上滑动而自膨胀以准许锚200的远端在近端朝向锚200的近端移动。在此配置中，锚200经由鞘管118的再鞘需要更少力，因为锚200的远端未固定到内导管110且鞘管118不需要拉动尖端/内部材料以使锚200再鞘。另外，这将允许使用更柔性材料且减小患者解剖结构之上的力且在小解剖结构中更容易导引导管系统100。

替代地，锚200可由自膨胀材料形成，使得锚200朝向收缩递送状态偏置。在此配置中，将需要更大纵向力来使内导管110及外导管116朝向彼此移动以使锚200膨胀；然而，远端区118b将需要较小刚度，且因此可更灵活，因为远端区118b将不需要那么大的刚度来收缩及覆盖锚200。此外，锚200将较少地与细长轴件101的刚度竞争来诱导换能器114的集中。此外，在换能器114近端的区段中的导管组合件的轮廓减小可防止或以其它方式限制心脏紧张，且还可在换能器114定位于肺动脉中时限制瓣膜反流，这对肺高压患者来说将是有益的，因为他们在导管递送期间仅适应有限时间的心脏紧张。

在膨胀部署状态中，锚200可具有与血管的横截面面积对应的横截面面积，使得锚200将足够的力施加于血管内壁以使换能器114固定且集中于血管内。优选地，锚200在膨胀部署状态中不会使血管扩张。因此，内导管110与外导管116之间的相对移动可经由手柄300选择性地致动以使锚200膨胀到与目标血管对应的预定大小。

如图2A及2B中进一步展示，无创伤尖端111可具有锥形轮廓。举例来说，尖端111的横截面面积可从尖端111的近端朝向尖端111的远端减小。锥形轮廓是逐渐的以在直线及弯曲配置两者中在锚200再鞘期间导引鞘管118的远端区118b，例如在肺动脉的弯曲部分中。此外，锥形确保在再鞘递送配置中在尖端111与远端区118b之间没有间隙以防止在再鞘及引导通过患者的血管期间挤压组织。尖端111可由具有经选择以防止在导管引导期间损伤IVC或SVC、右心房、右心室、瓣膜及肺动脉的厚度的软材料制成。

如图2C中展示，鞘管118可为柔性线圈，例如激光切割不锈钢，以提供足够的柔性，同时限制鞘管118的可压缩性，例如当鞘管118相对于锚200在远端前进时防止远端区118b扣住，以促进锚200收缩到鞘管118的管腔中。这是有益的，因为人类的股骨通路将导管限制为‘S’形，且解剖结构越小，‘S’的两个斜坡的弯曲半径就越小，从而导致导管与RA(右心房)或RV(右心室)之间的力最大化。这些力可能导致心脏紧张，这不利于肺高压患者的治疗。为了限制这些力，可降低导管的刚度，这是由其轴件堆叠的刚度驱动的。轴件的刚度取决于若干性质，例如原材料或壁厚度。此外，细长轴件101进一步需要支撑锚200的力以使锚200收缩或压缩。因此，细长轴件101必须具有有限可压缩性，例如，在长达2米的管件内，压缩上限是2mm。因此，形成柔性线圈(例如激光切割钢)的鞘管118、内导管110及/或外导管116可提供足够的柔性，同时限制可压缩性。替代地，细长轴件101可在加热环境中的夹具中进行预处理，所述加热环境迫使细长轴件101在集成于导管系统100之前压缩。因此，细长轴件101还可针对其伸长进行预处理。

现在参考图3，描述手柄300。手柄300可包含框架302及一或多个致动器，例如旋钮304及旋钮306及/或指轮或滑块。旋钮304可操作地联接到内导管110或外导管116中的至少一者，且可经配置以被旋转以导致内导管110与外导管116之间的相对移动，借此使锚200在收缩递送状态与膨胀部署状态之间转变。举例来说，在第一方向上旋转旋钮304可导致内导管110及外导管朝向彼此移动，借此导致锚200部署到膨胀部署状态，且在与第一方向相反的第二方向上旋转旋钮304可导致内导管110及外导管116远离彼此移动，借此导致锚200收缩到收缩递送状态。当用户致动旋钮304时，用户可能能够感觉到锚200的支柱何时与血管壁接触且可在适当部署状态下停止膨胀锚200。

旋钮304仅可操作地联接到内导管110，使得旋钮304的旋转导致内导管110相对于外导管116移动。替代地，手柄300可包含可操作地联接到内导管110及外导管116中的每一者的单独致动器，使得内导管110及外导管116可为独立地可致动的。

旋钮306可操作地联接到鞘管118，且可经配置以被旋转以导致鞘管118相对于手柄300及导管系统100的其它组件(例如锚200及换能器114)的移动，借此使锚200及换能器114脱鞘或使锚200及换能器114再鞘。举例来说，在第一方向上旋转旋钮306可导致鞘管相对于锚200及换能器114在近端回缩，借此暴露锚200及换能器114，且在与第一方向相反的第二方向上旋转旋钮306可导致鞘管118相对于锚200及换能器114在远端移动，借此覆盖锚200及换能器114。旋钮304及306可一起选择性地致动以促进锚收缩到鞘管118的管腔中。举例来说，旋钮304可经旋转以导致内导管110及外导管116远离彼此移动，借此导致锚200收缩到收缩递送状态，而旋钮306同时经旋转以使鞘管相对于锚200在远端移动，借此推挤锚200且促进锚200收缩到鞘管118的管腔中。

现在参考图4A到4E，提供手柄300的内部组件。图4A是导管系统100且特别是手柄300的横截面图。图4B是图4A的圆圈4B的特写视图，图4C是图4A的圆圈4C的特写视图，图4D是图4A的圆圈4D的特写视图，且图4E是图4A的圆圈4E的特写视图。如图4B中展示，手柄300可包含可操作地联接到内导管308的近端区的内导管毂308。内导管毂308可操作地联接到旋钮304，例如经由毂308的突部309及旋钮304的凹槽305，使得当旋钮304被旋转时，凹槽305的旋转导致突部309沿着凹槽305移动，这导致毂318平移地移动且因此导致内导管110平移地移动。

如图4C中展示，手柄300可包含可操作地联接到外导管116的近端区的外导管毂310。毂310可经配置以将外导管116固定地联接到手柄300，且可包含毂盖314及密封环316，例如O形环，用于准许内导管110传递通过其，同时密封外导管116的管腔。

如图4D中展示，手柄300可包含可操作地联接到鞘管118的近端区的鞘管毂318。鞘管毂318可操作地联接到旋钮306，例如经由毂318的突部319及旋钮306的凹槽307，使得当旋钮306被旋转时，凹槽307的旋转导致突部319沿着凹槽307移动，这导致毂318平移地移动且因此导致鞘管118平移地移动。

如图4E中展示，手柄300可包含可操作地联接到分离套筒120的近端区的分离套筒毂324。毂324可经配置以将分离套筒120固定地联接到手柄300，且可包含毂盖326及密封环328，例如O形环，用于准许鞘管128传递通过其，同时密封分离套筒120的管腔。

现在参考图5A及5B，提供导管系统100的部署及递送配置。图5A示出处于递送配置中的导管系统100。如图5A中展示，在递送配置中，鞘管118在远端前进，使得鞘管118的远端区118b的远端与尖端111的近端接合，且锚200在其收缩递送状态中安置于远端区118b的管腔内。导管系统100的远端区104可在递送配置中前进到血管内的目标位置，例如通过引入器且在导丝之上。

当远端区104在血管内的目标位置中时，锚200可能准备好被部署以使换能器114集中于血管内，使得换能器114可发射能量以提供消融疗法。如上文描述，引入器可经致动以在换能器114在血管内的目标位置中时经由分离套筒120固定手柄300相对于患者的位置。如图5B中展示，鞘管118可相对于锚200及换能器114在近端回缩，例如通过旋转旋钮306，同时锚200及换能器114相对于血管内的目标位置保持静止，借此暴露血管内的锚200。在从鞘管118暴露时，锚200可保持处于部分或完全收缩递送状态中。举例来说，锚200可朝向膨胀部署状态偏置以促进通过内导管110及外导管116的相对移动来部署锚200。因此，当锚200从鞘管118暴露时，锚200的至少一部分可开始朝向膨胀部署状态自膨胀。旋钮304可接着被旋转以使内导管110相对于外导管116在近端平移地移动，借此导致联接到内导管110及外导管116两者的锚200部署到膨胀部署状态，如图5B中展示。

在锚200适当部署于血管内的情况下，换能器114将集中于血管内，且可经致动以向血管发射能量来降低包围血管的神经的神经活动。当消融疗法在血管内的目标位置中完成时，为了将换能器114重新定位到血管内的另一目标位置，例如从左肺动脉到右肺动脉及/或主肺动脉，可在相反方向上旋转旋钮304以使内导管110相对于外导管116在远端平移地移动，借此导致锚200转变到收缩递送状态。另外，可同时在相反方向上旋转旋钮306以使鞘管118相对于锚200在远端平移地移动，使得鞘管118的远端区118b的远端与锚200接合且推挤锚200以促进锚200收缩到其收缩递送状态，直到锚200在收缩递送状态中安置于远端区118b的管腔内。

替代地，可旋转旋钮306以在内导管110相对于外导管116在远端移动之后使鞘管118相对于锚200在远端平移地移动，使得锚200至少部分处于其收缩递送状态中。因此，随着鞘管118的远端区118b在锚200之上移动，锚200将在收缩递送状态中被接收于远端区118b的管腔内。鞘管118可移动直到远端区118b的远端在递送配置中与尖端111接合。导管系统100的远端区104可接着经重新定位以将换能器114定位于血管内的另一目标位置中，使得锚200可被重新部署且换能器114可提供额外消融疗法。一旦所有消融疗法都完成，导管系统100就可返回到递送配置，且从患者移除。

现在参考图6A到6D，提供外导管116的连接机构及换能器组合件。如图6A到6C中展示，换能器轴件112可联接到换能器114。在换能器114近端的换能器轴件112的远端区可包含一或多个倒钩部分，例如倒钩部分115。倒钩部分115可与换能器114的近端间隔开预界定距离，借此界定间隙113。如图6B中展示，间隙113及倒钩部分可围绕导管轴件112的远端区周向地延伸。在组装期间，外导管116(未展示)可接着被馈送于换能器轴件112的近端之上直到外导管116的远端经过倒钩部分115及间隙113且与换能器114的近端接合。可添加例如环氧树脂的材料以填充形成于间隙113与外导管116的内表面之间的腔，使得外导管116及换能器轴件112经密封以在其间创建流体密封腔。

外导管116的外径可基本上等于换能器114的外径，且外导管116的管腔的内径可大于换能器轴件112的外径，借此在外导管116的内表面与换能器轴件112的外表面之间提供腔。如上文描述，此腔可为流体密封的。如图6C中展示，例如缆线600的一或多个缆线可定位于流体密封腔内以向换能器114提供电力。举例来说，如图6C中展示，可沿着几乎整个长度电绝缘的缆线600可包含导电部分602用于与换能器114电联接。

为了限制同轴缆线在脉冲产生期间加热，可选择较大导体轮廓的缆线600；然而，有具有较大轮廓的缆线将需要更大轮廓/更厚的导管。因此，代替单个缆线，多个较小同轴缆线可沿着细长轴件101的长度安置，例如在流体密封腔内，以使导体的横截面面积加倍，不会显著增加细长轴件101的厚度。

另外，例如热电偶604的一对热电偶也可定位于流体密封腔内。图6D是换能器组合件的横截面图，其中缆线600及热电偶604进入换能器轴件112的倒钩部分115的近端。举例来说，热电偶604可为用于监测与血流的界面处的换能器温度的T型热电偶。热电偶604可定位于铜带的内表面上。因为铜及银电极是很好的热导体，因此在此位置处测量的温度表示换能器外表面的温度，既不干扰声束，也无需增加所建构换能器组合件的额外厚度。

此外，一或多个不透射线标记可定位于换能器组合件上以允许用户确定换能器114在患者体内的定位及/或定向。举例来说，一或多个不透射线标记可安置于各自垂直定位的两个平面中。因此，当换能器经配置使得换能器的至少一部分发射很少能量或不发射能量时，例如形成死区，如下文更详细描述，那么不透射线标记可帮助用户确定死区所指向的方向，以便在消融手术期间避免敏感解剖结构，例如膈神经、喉返神经或气道，例如造成在肺动脉周围的其它区域上出现病变。

现在参考图7，提供用于使用本文中描述的导管系统治疗组织的方法700。在步骤702处，可安排引入器。举例来说，引入器可通过进入部位(例如静脉接入点)插入于患者体内，且相对于患者固定。在步骤704处，可通过引入器插入导丝的远端且使其前进到目标血管，例如肺动脉。举例来说，斯旺-甘兹(Swan-Ganz)导管可首先插入到接入点中且浮动到目标血管内的目标位置。导丝可接着通过斯旺-甘兹导管前进，且斯旺-甘兹导管可被移除，从而将导丝从接入点原位保持到目标位置。导丝可例如在透视下从接入点转向到目标位置。

在步骤706处，可将在患者外部的导丝的近端插入到导管系统中，例如经由尖端111通过内导管110的管腔。在步骤708处，可致动手柄300以使锚200(例如可膨胀框架)收缩且使锚200再鞘于鞘管118内。举例来说，如上文描述，旋钮304可经致动以使内导管110相对于外导管116在远端移动以导致锚200转变到收缩递送状态，接着旋钮306可经致动以使鞘管118相对于锚200在远端移动直到锚200安置于鞘管118的远端区118b内，且远端区118b的远端与尖端111接合。在步骤710处，可使导管系统100的远端区104在导丝之上且通过引入器前进直到换能器111定位于血管内的目标位置内。在一些实施例中，导管系统100可包含斯旺-甘兹导管，例如可浮动球囊，使得导管系统100的远端区104可插入到接入点中且浮动到目标位置。

在步骤712处，可致动手柄300以使锚200脱鞘且使锚200部署于目标血管内。举例来说，如上文描述，旋钮306可经致动以使鞘管118相对于锚200在近端移动直到锚200从鞘管118暴露，接着旋钮304可经致动以使内导管110相对于外导管116在近端移动以导致锚200在目标血管内转变到膨胀部署状态。在步骤714处，可致动换能器114以向目标血管发射例如超声能量的能量以降低包围/支配目标血管的神经的神经活动。举例来说，换能器114可经致动以根据预定消融机制发射能量。预定消融机制可经选择以例如防止血管过度暴露及/或过度消融。举例来说，预定消融机制可包含预定非消融周期，其中换能器114在其中换能器114在血管内发射能量的预定消融周期期间不发射能量或替代地发射减少量的能量。举例来说，预定消融机制可导致换能器114发射能量达例如十秒，接着在发射能量达另一十秒之前不发射能量达例如五秒，等。

换能器114可操作地联接到发电机以例如经由导电部分602及缆线600向换能器114供应电力。发电机可经编程具有一或多个控制环路以确保由换能器114进行安全消融。在超声处理/消融期间，换能器在焦耳效应中耗散未转换为声能的能量，借此提高换能器温度。换能器表面加热可因换能器建构而异，取决于其相应效率。低效建构中的能量将在焦耳效应中耗散，从而导致血流暴露到跨换能器的更高温度。跨换能器的血流用作换能器的自然冷却剂，例如因为锚200是非闭塞的，然而，如果血液由于换能器温度高于给定温度阈值而被加热，那么血液中的纤维蛋白原可能变性，从而导致危险的凝块。换能器温度是施加于其的电力的函数/与施加于其的电力成比例，控制环路可由发电机实施以在超过温度阈值的情况下将电力递送调适到目标温度。控制环路进一步可将由于例如脉动血流的其它因素引起的温度变化考虑在内。

如图13中展示，温度监测允许发电机在超过温度阈值达预定时间段(例如最大阈值持续时间)的情况下停止能量递送。举例来说，如果例如经由联接到发电机的热电偶604所测量的换能器温度低于温度阈值，那么发电机可提供对应于由用户/导管系统100请求的量的量的电力。一旦超过温度阈值，控制环路就调适电力以防止换能器温度超过目标温度。如果换能器温度超过安全阈值达多于例如2秒，那么发电机可停止向换能器114进行电力递送。作为实例，温度阈值可界定于50℃与56℃之间，且高于阈值的可接受时间可界定于0与4秒之间。

另外，邻近于换能器114的解剖气道结构可在消融手术期间将声能反射回到换能器114。换能器114可将所反射声能转换成电能，这可由发电机进行测量。因此，由发电机测量的电能将大于气道不存在的情况。因此，发电机可基于由换能器114转换的电能(其指示从邻近气道结构发射的声能水平)增加来检测气道结构的存在，且控制环路可经调谐以在检测到附近气道结构时关闭超声处理。

换能器暴露到是极好冷却剂的血流，而不是定位于肺动脉血管的外膜中的神经。因此，脉冲停止时的温度斜率在换能器中大于在组织中。为了控制对病变位置处的温度升高具有有限影响的换能器温度，在换能器电源中使用占空比能够最大化输出功率，不会成比例地增加总体脉冲持续时间的断开时间。

此外，为了增加换能器的热能耗散，可在换能器的近端或远端处添加散热器。举例来说，散热器可为换能器端盖或由与血液具有在例如1cm²与3cm²之间的接触面积的不锈钢形成的近端支撑框架。替代地，近端支撑框架可连接到由镍钛诺或不锈钢形成的锚框架以使换能器热能扩散到锚的整个表面，其可表示与血流接触的在5cm²与30cm²之间的表面积。

在步骤718处，在消融疗法完成时，可致动手柄300以使锚200再鞘，如上文描述，且可从患者移除导管系统100。在步骤720处，可从患者取出导丝及引入器，且可关闭例如静脉穿刺的进入部位。

图8示意性地示出包含肺动脉及导管系统100的心脏的一般解剖结构。图8中示出的接入通路是与导管系统100结合使用的许多可能接入通路的一个实例。如图8中展示，锚200可部署于左肺动脉LPA内以使换能器114固定且集中于LPA内。锚200及换能器114经由导管系统100的细长轴件101可操作地联接到在患者外部的手柄300。

细长轴件101通常前进通过血管及心脏到血管中的目标位置。如图8中展示，细长轴件101可前进通过例如右股静脉RFV的外围血管中的接入点到下腔静脉IVC中，通过心脏H的右心房RA到右心室RV中，且接着通过肺主干PT到左肺动脉LPA。图8中标记的其它解剖结构包含右肺动脉RPA、分支血管BV、上腔静脉SVC及左股动脉LFA。替代地，细长轴件101可前进通过LFV中的接入点到下腔静脉IVC中，通过心脏H的右心房RA到右心室RV中，且接着通过肺主干PT到左肺动脉LPA。因此，细长轴件101可具有在约100cm与约150cm之间(例如约100cm、约110cm、约120cm、约130cm、约140cm、约150cm及在此类值之间的范围)的长度。

替代地，细长轴件101可前进通过颈静脉、尺静脉等中的接入点到SVC中，通过心脏H的右心房RA到右心室RV中，且接着通过肺主干PT到左肺动脉LPA。因此，细长轴件101可具有在约60cm与约120cm之间(例如约60cm、约75cm、约90cm、约105cm、约120cm及在此类值之间的范围)的长度。

目标位置可为数个位置中的任何者，例如肺主干PT、左肺动脉LPA、右肺动脉RPA、任何分支血管BV、左肺动脉LPA及/或右肺动脉RPA的口，及/或类似者。此外，可使用不同接入方法，且肺静脉或其它肺静脉血管可为目标位置。额外接入路线及潜在目标在本文中更详细描述。

一旦在目标部位处，换能器114就可经致动以中断左、右及/或主肺动脉周围的神经，例如神经调控。神经调控可例如使用声能(例如超声)、微波能、射频(RF)能、热能、电能、红外能、激光能、光疗、等离子体能、电离能、机械能、冷冻消融、化学能、脉冲场电穿孔、其组合及类似者来完成(例如经由消融、可为或可不为可逆的失神经、刺激等)。

可分析在血管扩张期间在血管内进行的压力测量以确认包围目标血管的神经的神经活动的成功降低，例如经由本文中描述的导管系统。明确来说，当例如通过将足够力施加于血管内壁来使具有活动神经的血管扩张时，血管内的压力感受器可受到刺激，借此导致血管内的压力对应增加。然而，数据指示包围血管的神经的神经活动何时降低/失活，血管的扩张不会导致血管内的压力对应增加或导致血管内的压力增长量要小得多。因此，通过将在消融手术之前及之后的血管扩张期间血管内的压力梯度进行比较，可确认包围血管的神经的神经活动的成功降低。

现在参考图9，提供用于确认神经的神经活动降低的方法900。在步骤902处，可在第一时间测量例如肺动脉的目标血管内的第一压力信息。举例来说，压力可经由与例如在换能器114近端及/或远端的导管系统100集成或与导管系统100分离的一或多个传感器或小换能器(例如FFR线)来测量。另外或替代地，压力可经由联接到细长轴件101的管腔的市场上可买到的压力换能器或插入到细长轴件101的管腔中的压力换能器来测量。压力传感器/换能器可操作地联接到导管系统100的控制器用于记录及分析压力测量。第一压力信息可指示血管内的消融前基线压力。

在步骤904处，可将第一力施加于目标血管的内壁以使血管扩张，借此在第二时间刺激血管壁内的压力感受器。举例来说，第一力可经由扩张机构施加。扩张机构可为可膨胀构件(例如可膨胀笼)，其可经致动以在收缩配置与其中可膨胀构件将足以使血管扩张的力施加于血管内壁的膨胀配置之间转变。优选地，在膨胀配置中，可膨胀构件不会闭塞血管。替代地，可膨胀构件可为经配置以被充气以使血管扩张的球囊。可膨胀构件可安置于与导管系统100的细长轴件101分离的导管上，或替代地，可膨胀构件可安置于例如在换能器114的近端及/或远端的导管系统100的远端区104上。在一些实施例中，锚200可用作扩张机构，使得锚200例如经由导管110及外导管116膨胀到大于血管内壁的直径的直径，借此使血管扩张。

替代地，扩张机构可为导管轴件，其可经致动以形成弯曲，借此将足以使血管扩张的力施加于血管内壁。举例来说，导管轴件可由拉线致动，当经由手柄300处的致动在近端拉动时，拉线会导致导管轴件弯曲且向弯曲处的血管内壁施加力。可弯曲导管轴件可与导管系统100的细长轴件101分离，或替代地，可弯曲导管轴件可与细长轴件101集成，例如细长轴件101可经配置以被致动以形成弯曲，借此向血管内壁施加力。

在步骤906处，可在第一力施加于血管内壁时测量目标血管内的第二压力信息。第二压力信息可指示当第一力施加于内壁以使血管扩张时血管内的压力和与第一压力信息相关联的血管内的扩张前压力之间的第一压力梯度。扩张机构可接着经致动以停止将力施加于血管内壁。

在步骤908处，可致动例如换能器114的消融装置以在第三时间在血管内发射例如超声能量的能量以消融包围血管的神经，例如如上文关于方法700所描述。举例来说，锚200可在消融之前部署以使换能器114集中于血管内。在能量发射期间，当消融手术完成时或当消融手术以其它方式被假定完成时，在步骤910处，可例如经由扩张机构将第二力施加于目标血管的内壁以在第四时间使血管扩张，借此刺激血管壁内的压力感受器。在一些实施例中，扩张力持续被施加，且压力在能量发射期间持续被测量，使得压力梯度被实时监测以确定消融手术何时充分降低神经活动，借此导致能量发射停止。优选地，同一扩张机构可用于将第一及第二力施加于血管内壁。此外，在第一及第二血管扩张期间优选地施加相同量的力。

在步骤912处，可在第二力施加于血管内壁时测量目标血管内的第三压力信息。第三压力信息可指示当第二力施加于内壁以使血管扩张时血管内的压力和与第一压力信息相关联的血管内的扩张前压力之间的第二压力梯度。扩张机构可接着经致动以停止将力施加于血管内壁。

在步骤914处，导管系统100的控制器可将第二压力信息与第三压力信息进行比较以确定经发射能量是否已降低血管周围的神经的神经活动。另外或替代地，第二及第三压力信息两者可在显示器上显示以供用户手动比较第二与第三压力信息以确定血管周围的神经的神经活动是否成功降低。因此，成功消融疗法可通过神经活动的实质降低或神经的完全失活来测量，如由第二与第三压力信息的比较所指示。举例来说，如果第二与第三压力信息的比较指示第二压力梯度比第一压力梯度小超过预定阈值，那么可确定经发射能量已成功降低血管周围的神经的神经活动。此外，如果第二压力梯度是0，例如消融后扩张不会导致血管内的压力有任何增加，那么可确定经发射能量已成功降低血管周围的神经的神经活动。

如果第二与第三压力信息的比较指示神经的神经活动尚未被充分降低，例如第二压力梯度不比第一压力梯度小超过预定阈值，那么可重复上述步骤，例如步骤908到914。举例来说，如果尚未部署换能器114，那么可重新部署换能器114以在目标血管内发射额外能量。目标血管可接着通过将第三力施加于目标血管的内壁来扩张，且第四压力信息可在第三力施加于血管内壁时在目标血管内进行测量，使得第四压力信息可指示当第三力施加于内壁以使血管扩张时血管内的压力和与第一压力信息相关联的血管内的扩张前压力之间的第三压力梯度。第四压力信息可接着与第三压力信息及/或第二压力信息进行比较以确认目标血管周围的神经的神经活动已被充分降低。上述方法步骤可重复直到接收到目标血管周围的神经的神经活动已被充分降低的确认。

为了最小化例如换能器114的换能器的外径的厚度，导电环(例如铜)或带可用于从换能器组合件的内径延伸外电极连接及焊接。为了优化换能器114的压电元件的辐射且为了减小由于外连接引起的质量加载效应，铜环或带可覆盖换能器114的外电极的整个圆周。此外，为了控制例如声束的经发射能量的方向性或均匀性，换能器组合件的内径连接可由散布于内电极之上的一个或若干连接构成。内电极之上的每一焊点创建质量加载且可改变换能器的辐射型式。举例来说，宽或厚的焊点可使方向性在-6dB下从最大强度降低到50％，而薄焊点可导致方向性在-6dB下从最大强度达到100％，如图10中展示。

另外，换能器114可用很薄套筒覆盖，例如以覆盖假定不是生物相容材料的压电表面，提供电绝缘以保护患者，且取决于驱动电压振幅及材料电介质强度而界定换能器覆盖物的厚度。套筒进一步可薄到足以允许在超声处理期间换能器的热耗散于血流中。

现在参考图11，提供导管系统的替代远端区。远端区104'可类似于远端区104般构造而成，其中类似组件具有相似主要参考元件符号。然而，远端区104'与远端区104的不同之处在于，远端区104'可包含多个导丝端口，例如安置于外导管116'的远端区上的导丝端口1102及安置于鞘管的远端区118b'的远端区上的导丝端口1104。另外，内导管110'可包含导丝端口(未展示)，使得导丝的近端可经由尖端111'进入内导管110'的管腔且被馈送通过安置于内导管110'上的导丝关口、通过导丝端口1102且通过导丝端口1104，使得导丝可随着远端区104'在导丝之上前进到血管内的目标位置而沿着导管系统的细长轴件的外部延伸。因此，内导管110'不需要具有延伸穿过其整个长度的导丝管腔，这将准许内导管110'在其导丝端口近端具有更小轮廓。因此，在远端区104'近端的细长轴件的所有组件的轮廓都可显著减小以降低细长轴件的刚度，且因此易于引导且防止在手术期间心脏紧张。

如上文描述，锚200可例如从金属海波管进行激光切割。在一些实施例中，锚可经历广泛的电抛光处理以使其多个支柱的所有边缘都变圆，借此使锚在导管递送期间及/或在从消融部位到消融部位位移期间安全接触患者解剖结构。因此，在此配置中，导管系统在递送及从消融部位到消融部位位移期间将不需要鞘管安置于锚之上。此外，因为将不需要鞘管，因此也不需要分离套筒，因为换能器及锚两者在鞘管相对于换能器及锚移动时都将不需要被稳定。因此，导管系统的细长轴件的轮廓将显著减小，例如通过鞘管及分离套筒的厚度。另外，在内导管的远端处的尖端的轮廓也减小。因为可能不需要鞘管或分离套筒，因此可移除手柄中的对应毂，借此也减小手柄的轮廓。

此外，因为导管系统的远端区的轮廓指示需要在患者体内例如在静脉接入点处进行穿刺的大小，因此具有较小轮廓的远端区将更有利于愈合以及降低感染风险，例如当在腹股沟区域中进行穿刺时。为了减小由换能器、锚及鞘管形成的远端区的轮廓，框架可在收缩递送状态及膨胀部署状态两者中安置在换能器远端。举例来说，锚的近端可联接到延伸穿过换能器及内导管的尖端的换能器轴件的远端。

现在参考图12，且提供替代示范性手柄。手柄300'可类似于手柄300般构造而成，其中类似组件具有相似主要参考元件符号。手柄300'与手柄300的不同之处在于，手柄300'包含推动器1200。推动器1200在导管系统的远端区处可操作地联接到换能器且经配置以被致动以使换能器相对于框架平移地移动。因此，在此配置中，换能器可相对于外导管及内导管纵向地移动。因此，换能器可联接到可滑动地安置于外导管内的换能器导管，使得锚的近端保持联接到外导管。此外，换能器导管可具有经定大小及塑形以将换能器轴件可滑动地接收于其中的管腔，且可经密封到换能器轴件以在换能器轴件与换能器导管之间形成流体密封腔，而不是外导管密封到换能器轴件。

因此，推动器1200可操作地联接到换能器组合件(例如换能器轴件、换能器及换能器导管)，使得推动器1200的致动导致换能器轴件、换能器及换能器导管相对于锚的平移移动。因此，换能器组合件可相对于锚移动以执行多次消融，无需收缩及重新部署锚，如在下文关于图22A及22B更详细描述。如图12中进一步展示，可操作地联接到内导管的内导管毂308'及可操作地联接到外导管的外导管毂310'两者都可操作地联接到旋钮304'，使得旋钮304'的致动导致内导管及外导管在相同及相反方向上的相对移动。

显而易见地，肺动脉周围的失神经可阻断若干邻近解剖结构，例如主动脉、腔静脉、肺静脉、膈神经、喉返神经、气管、支气管及肺。主动脉、腔静脉及肺静脉受到流动到这些血管中的血液的保护，因此，由血管壁通过吸收声束产生的热由这些血管内部的血流耗散。然而，针对不在血管化血管附近的非目标神经，例如膈神经及喉返神经，情况并非如此，针对充满空气的气道，例如气管及支气管，情况也并非如此，从而导致大部分入射声束反射，借此导致目标血管最多两次暴露于入射能量。

为了避免非目标神经在超声处理期间被声束损伤，换能器可经设计为不均匀的，如在下文关于图19B到19D更详细描述。举例来说，换能器可经配置使得换能器周长的50％到75％辐射足以产生病变的在例如15到33W/cm²之间的强度，而剩余50％到25％辐射此强度的一半。如图14中展示，在-180°与+45°之间的角度辐射足以产生具有直接目标的病变(区1402)，而在+45°与+180°之间的角度未被充分暴露，除非它们在气道上反射，否则不会产生病变(区1404)。以降低的强度发射的能量的部分可在本文中称为“死区”。死区可朝向在消融手术期间试图避免的解剖结构成角/定向。

此方法需要在手术期间仔细考虑换能器的定向。在透视下，不透射线标记带可安置于换能器114上以使用户能够确定死区的位置。不透射线标记可具有轴向不对称形状，例如‘L’或‘P’，使得操作者可容易地辨别换能器的定向。举例来说，一或多个不透射线标记可安置于各自垂直定位的两个平面中。

现在参考图15，提供替代示范性导管系统。细长轴件101"可类似于细长轴件101般构造而成，其中类似组件具有相似主要参考元件符号。然而，细长轴件101"与细长轴件101的不同之处在于，细长轴件101"可包含转矩轴件1500。转矩轴件1500可由例如多丝线形成。转矩轴件1500的近端区可操作地联接到导管系统的手柄，且转矩轴件1500的远端区可联接到换能器114"，使得转矩轴件1500可经由手柄致动以旋转换能器114"。因此，转矩轴件1500可具有经定大小及塑形以将内导管110"可滑动地接收于其中的管腔，且可安置于外导管116"内。因为内导管110"固定到尖端111"，因此内导管110"可在转矩轴件1500导致换能器114"旋转时保持静止。优选地，换能器114"的旋转从中性配置在两个方向上都限于180°，以便避免转矩轴件1500周围的缆线/电线扭曲。

现在参考图16，提供另一替代示范性导管系统。导管系统的远端区104"'可类似于远端区104般构造而成，其中类似组件具有相似主要参考元件符号。然而，远端区104"'与远端区104的不同之处在于，远端区104"'可包含一或多个血管内成像换能器，例如血管内超声(IVUS)换能器。IVUS换能器1600经配置以提供血管内成像以准许用户检测IVUS换能器1600的视场内的邻近气道或其它敏感解剖结构，例如气管及支气管气道、喉及膈神经、心包、主动脉等。IVUS换能器1600可为固态超声成像换能器或旋转压电超声成像换能器。

IVUS换能器1600可产生用于测量肺动脉与邻近气道之间的距离的数据。数据可将气道说明为管腔，但可进一步说明从软骨的反射“盲点”。因此，换能器114"'可经旋转(如上文关于图15描述)，以使能量发射的死区(如上文关于图14描述)与盲点对准以避免消融气道，或以其它方式将能量发射从气道引导出去。如图16中展示，第一IVUS换能器可定位于锚200"'的远端与尖端111"'之间的内导管110"'上，第二IVUS换能器可定位于换能器114"'与锚200"'的近端之间的外导管116"'上，及/或第三IVUS换能器可定位于在锚200"'的近端的外导管116"'上。如所属领域的一般技术人员将理解，更多或更少IVUS换能器可集成于导管系统的远端区104"'中，且可沿着远端区104"'定位于与图16中示出的位置不同的位置上。

因为临近敏感解剖结构可经由IVUS换能器1600成像，使得换能器的死区可经定向以避免解剖结构，因此对用户来说重要的是了解换能器的死区当前指向的方向。如图17A中展示，例如金属条或切割金属海波管的一部分的屏蔽1702可安置于IVUS换能器1600上，借此遮蔽经由IVUS换能器1600产生的图像的一部分。因此，屏蔽1702可经定向(例如如上文关于图15描述)，以使屏蔽1702与换能器114"'的死区对准。

如图17B中展示，IVUS换能器1600可在视场1708内提供气道1706的成像。旋转IVUS换能器1600及换能器114"'将会旋转图像上的盲点以及换能器114"'的死区。因此，盲点及死区可与气道1706对准以避免消融气道1706。在此配置中，IVUS换能器1600及换能器114"'安置于转矩轴件上，如上文关于图15描述。

现在参考图18，提供另一替代示范性导管系统。导管系统的远端区104""可类似于远端区104般构造而成，其中类似组件具有相似主要参考元件符号。然而，远端区104""与远端区104的不同之处在于，远端区104""包含安置于其上的一或多个起搏电极。如图18中展示，起搏电极1800可安置于锚200""上，使得起搏电极1800可接触血管内壁。另外或替代地，起搏电极1800可安置于在锚200""近端及/或远端的一或多个可膨胀构件上。膈神经沿着主肺动脉运行，且控制膈肌移动，例如打嗝。起搏电极1800可起搏血管以检测膈神经的位置及/或通过在检测到膈神经时通过发电机的控制环路切断消融能量来防止损伤膈神经。举例来说，起搏电极1800可在消融之前起搏血管以确定膈神经是否存在于血管内的目标消融位置中。如果膈神经定位于与起搏电极1800的起搏脉冲对应的被起搏的血管周围，那么这可由来自患者的生理响应(例如打嗝样反射)指示。生理响应可由临床医生测量，例如通过在起搏期间感受患者的膈肌。因此，可避免(不消融)血管的此部分以避免损伤膈神经。此外，起搏电极1800可在消融期间通过换能器114""起搏血管以检测起搏期间指示损伤到膈神经的任何异常。举例来说，如果膈神经由起搏电极1800经由起搏检测到，那么临床医生可在消融手术期间感受到患者的生理响应，使得生理响应的频率及/或强度的变化可指示对膈神经的损伤。因此，如果生理响应中由于起搏的此变化在消融期间检测到，那么用户可停止消融。如所属领域的一般技术人员将理解，多于或少于四个起搏电极可与远端区104""集成，如图18中展示。

图19A示出实例换能器1900。换能器1900可定位于导管系统(例如导管系统100)的远端部分处或附近。换能器1900可与任何锚(例如如本文中所描述)分离。换能器1900可联接到轴件(例如细长轴件101)。换能器1900可包括延伸穿过其的孔1902，例如用于联接到导管的线或管。导丝或传感器线可延伸穿过孔1902。在一些实施例中，换能器1900是包括压电元件的弧形超声换能器。

包含例如换能器1900的此处描述的换能器的外径可在约3mm与约10mm之间(例如约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约9mm、约10mm及在此类值之间的范围)。换能器可具有在约5mm与约30mm之间(例如约5mm、约10mm、约15mm、约20mm、约25mm、约30mm及在此类值之间的范围)的长度。更长及/或更厚换能器通常可提供更多电力。更短及/或更薄换能器可能更易于引导通过血管。更薄换能器可结合更小切口使用，这可减小疤痕大小、感染部位大小及/或愈合时间。换能器的直径与换能器的长度之间的比率可在约1/20与约2/1之间(例如约1/20、约1/15、约1/10、约1/5、约1/3、约1/1、约3/2、约2/1及在此类值之间的范围)。

图19B示出另一实例换能器1910。换能器1910可包括第一半圆柱体1912a及第二半圆柱体1912b。第一半圆柱体1912a及第二半圆柱体1912b可经联接以形成圆柱体形状。第一半圆柱体1912a可经激活用于消融，而第二半圆柱体1912b非活动。部分激活可提供部分圆周消融例如以保护第二半圆柱体1912b周围的区域中的敏感结构。第一半圆柱体1912a可经激活用于消融，且第二半圆柱体1912b可经激活用于消融。协调激活可提供完全圆周消融例如以治疗血管周围的所有组织。如可由本文中提供的换能器组合件提供的完全圆周消融可减少或消除消融部位处的旋转。在一些实施例中，换能器1910是包括压电元件的弧形超声换能器。

图19C示出另一实例换能器1920。换能器1920可包括多个有角或楔形弧形区1922。8个有角区1922在图19C中描绘，但可使用任何数目个区(例如2个区(例如如图19B中展示)、3个区、4个区、5个区、6个区、7个区、8个区(例如如图19C中展示)、9个区、10个区、11个区、12个区及在这些值之间的范围)。区1922全都可相同，例如包含相同材料、形状、尺寸及/或类似者。替代地，区1922中的至少一者可与区1922中的至少一个其它者不同。举例来说，差异可包含材料、形状、尺寸及/或类似者。

在另一实施例中，换能器可不对称地分到两个独立可致动区中，例如换能器的圆周可分成10到90％、15到85％或25到75％等。举例来说，当分成10到90％时，一个区将消耗换能器圆周的10％，而另一区消耗换能器圆周的90％。因此，90％区可经致动以在消融手术期间发射能量，而10％区不发射能量，借此形成在其处不发射能量的换能器的“死区”。如上文描述，换能器可经由转矩轴件旋转，使得死区可朝向附近的敏感解剖结构成角/定向以避免损伤解剖结构。

有角区1922可通过各自连接到超声系统及区1922中的一或多者的多个线1926激活。在一些实施例中，用户可决定在消融期间激活哪些区1922。举例来说，图19C中有阴影的有角区1922被激活用于消融，而无阴影的有角区不被激活用于消融。面向敏感结构的区1922可不被激活以保护所述敏感结构不被消融。在某些此类实施例中，更大数量的区1922可提供更大激活灵活性。更小数量的区1922可提供更少制造复杂性。在一些实施例中，每一有角区1922包括弹簧接触垫，当盘在区1922之上时，弹簧接触垫可允许电力流动通过盘。

图19D示出实例换能器连接实施方案，其中在换能器1920的边缘上旋转的经堆叠盘1924可电连接有角区1922或使有角区1922断开连接。如图19D中展示，有阴影的有角区1922经由经堆叠盘1924电连接且可共同被激活用于消融。有角区1922未经由经堆叠盘1924连接，无法被激活用于消融。在一些实施例中，经堆叠盘1924可通过推线及拉线独立旋转。在一些实施例中，经堆叠盘1924包括单个半盘1924、两个经堆叠半盘1924、单个三分之二盘1924、三个四分之三盘1924等。盘1924可提供抑制或防止在敏感结构或希望不会被消融的其它结构所定位的区中进行消融的消融轮廓。盘1924的旋转可从导管的近侧控制，例如通过以适当可扭转性旋转轴件的轮。定位于致动轴件上的两个不透射线符号可向操作者通知盘1924的定位及因此被创建或将创建的消融轮廓。

再次参考图8，细长轴件101可能需要引导稍微曲折的解剖结构，包含例如右心房的右转弯，紧接着右心室中的U形转弯。如果细长轴件101的任何部分过硬或不够柔性而无法进行此类转弯，那么远端区104可能无法被递送到目标位置。图19E示意性地示出包括多个纵向段1952的实例换能器1950。换能器1950可包括任何合适数量的纵向段1952(例如2段、3段、4段(例如如图19E中展示)、5段、6段及此类数量之间的范围)。更多段1952也是可能的。段1952可邻接或间隔开一定的距离。段1952可在引导期间间隔开且接着致动器(例如控制拉线及/或推杆)可导致段在消融期间邻接。换能器1950可在引导到目标位置期间减轻导管的远端部分的弯曲，因为导管能够在段1952之间弯曲。在一些实施例中，段1952可使用相控波产生提供超声束的电子聚焦。段1952可被部分激活，例如类似于本文中描述的半圆柱体部分1912a、1912b及/或有角区1922。举例来说，取决于要消融的目标神经所定位的位置及敏感结构可能定位的位置，段1952中的一者、一些或全部可经激活用于消融。

图20A到20D示出实例换能器的实例外表面形状。图20A是具有圆形外形2022的换能器2020的端视图或横截面图。换能器2020的外表面不需要是完美圆。举例来说，换能器2020可为卵形、椭圆形、蛋形等。具有是圆形或弧形的外表面形状的换能器2020可提供在所有方向上都投射出去的超声束，例如如图20A中示意性展示。在所有方向上都投射出去的超声束可允许进行消融在包围消融部位处的血管壁的所有区域周围都发生，这任选地减少或消除换能器2020的旋转，因为整个圆周区域都可通过一次消融来治疗。使用仅一次消融可减少手术时间。举例来说，当多个目标位置被治疗(例如RPA、LPA及PT中的多个位置)时及/或如果锚在消融之间收缩且接着重新膨胀，那么针对目标位置的手术时间减少可尤其重要。

图20B到20D示出换能器的额外实例外表面形状。图20B是具有八边形外形的换能器2024的端视图或横截面图。图20C是具有十边形外形的换能器2026的端视图或横截面图。图20D是具有十二边形外形的换能器2028的端视图或横截面图。具有任何数目个多边形边(优选地大于5且小于32)的换能器也是可能的。虽然不是完美圆，但更高数目的多边形外形可类似于圆形外形般工作，这是因为投射出去的超声束是在从换能器的所有方向上且产生大量覆盖。换能器不具有总体平面的形状。举例来说，换能器不是平面的、两边的、三角形、正方形、梯形、平行四边形或矩形的。例如本文中列举的形状的平面形状的换能器可能无法提供超声能量的完全投射及/或可能需要旋转换能器以消融所有目标神经。

换能器2022、2024、2026、2028可包含多个半块或楔形区(例如如关于图19B及/或19C描述)、多个纵向段(例如如关于图19E描述)。此类区及/或段可根据需要个别地、部分地及/或共同被激活。

本文中描述的换能器中的任一者或其它换能器可任选地联接到透镜以使超声能量聚焦或散焦。举例来说，来自圆柱形换能器的能量可由透镜聚焦以在换能器周围产生环面或环形治疗区。其它形状也是可能的(例如球形、椭圆形、蛋形、拱形、半球形、雪茄形、圆盘形、平板形及其凸起版本等)。换能器可通过压电材料声学联接到透镜。换能器与透镜的组合可称为换能器组合件，其可包含联接材料。在其中装置不包含透镜的某些实施例中，本文中对换能器组合件的引用可指代换能器本身及任选地相关组件，例如导线、用以将换能器联接到轴件的材料等。焦长可受透镜轮廓、施加于换能器的能量、组件及/或组合件的效率及/或其它参数的影响。在一些实施例中，组合件的效率由制造商或测试实验室进行测试，且在治疗期间使用已知效率。

图21A示出实例菲涅耳(Fresnel)透镜400。透镜400声学联接到换能器。菲涅耳透镜400包括多个棱镜，多个棱镜经配置以从换能器改变声学能量的方向，使得能量通常被聚焦到共同纵向区域。菲涅耳透镜可减小例如导管系统100的导管系统及/或其一部分(例如远端部分)的总体直径，因为棱镜能够重定向能量，同时维持小轮廓(例如与可具有朝向纵向边缘增大的直径的凸面相比)。图21B示意性地示出从棱镜发出以使声学能量纵向地聚焦且集中到换能器组合件周围的较小区段2102的实例能量射线。实际上，区段2102可为包围换能器定位于其中的血管的组织。在一些实施例中，针对从换能器的中心径向向外测量的22mm的焦点，可由能量产生的病变可为聚焦前的(例如从血管壁约1.5到5mm，取决于血管直径及其它参数)。所递送的更大量能量及/或更长递送持续时间可增加焦深。所递送的更少量能量及/或更短递送持续时间可减小焦深。能量的焦点不一定是精确位置或波段。图21C示出能量施加形状的实例部分。示出了环面区域2105的部分。能量施加形状可为全环面，但为了清楚，在图21C中展示为仅环面的部分。在一些实施例中，图21C中展示的部分环面可例如通过激活不到完整的换能器(例如1个、2个或一些楔)来创建。由换能器产生的能量可至少部分由血管中及/或周围的组织吸收，这可创建环面消融部位2105。其它能量施加形状也是可能的(例如球形、椭圆形、蛋形、拱形、半球形、雪茄形、圆盘形、平板形及其凸起版本等)。

透镜优选地包括是声学导电、良好热导体、良好电绝缘体及/或生物相容的一或多种材料。没有一种材料可以拥有所有这些性质，因此可使用多个层(例如最外层可为生物相容的以保护身体免受不那么生物相容的内层的伤害)。在一些实施例中，透镜包括已经阳极处理或以其它方式处理以具有氧化铝(aluminum oxide/alumina)涂层的铝。铝及氧化铝两者都是良好热导体，铝声学导电(例如声音通过铝的速度是声音通过血液的速度的约4倍)，且氧化铝是生物相容的且是良好电绝缘体。在一些实施例中，透镜包括二氧化硅。二氧化硅是良好热导体且是生物相容的，且例如通过特定掺杂，可适当声学导电。

图21D示出实例换能器组合件。组合件包含联接到换能器(例如如本文中描述)的透镜2110的另一实例。透镜2110可为超声透镜。图21D是通过纵轴L的横截面图且描绘包括圆柱形换能器2130及超声透镜2110的换能器组合件。透镜2110具有圆柱形内表面及以凹面轮廓塑形的外表面。透镜2110声学联接到换能器2130。换能器组合件还包括压电元件2112。透镜2110可聚焦来自换能器2130的能量(例如如本文中描述)。因为透镜2110不包含多个棱镜，因此透镜2110可具有大于菲涅尔透镜400的直径。透镜2110可比菲涅尔透镜2100更易于制造。透镜2110可在插入到血管中之前比菲尼尔透镜2100更易于用盐水冲洗。

透镜2110或菲涅尔透镜2100增加与血管内部的血液接触的表面，这可改进换能器通过充当散热器来冷却的能力。为了充当散热器，透镜材料优选地是热导体(例如铝、氧化铝、二氧化硅)。多个菲涅尔透镜2100可充当散热器的鳍片。在一些实施例中，透镜2100、2110包括生物相容层2114。透镜覆盖换能器2130的压电材料2112且抑制或防止血液与换能器的外表面接触。在一些实施例中，透镜包括电绝缘层2116。绝缘层2116将患者与用于驱动换能器能量的高压隔离。透镜材料可支持电介质性质以保护患者免受高压。

本文中描述的装置可缺乏或没有冷却系统，这可有利地显著降低装置成本。举例来说，通过肺动脉的血流可足以使换能器组合件冷却。相比之下，定位于肾动脉中的换能器组合件可不暴露到充足血流以提供足够的冷却，且此类装置可包含冷却系统(例如在消融之前、期间及/或之后泵送通过换能器的盐水管腔)。

透镜的大小可例如至少部分取决于材料及/或频率(例如自然频率及/或来自超声束产生器的外加频率)。可在校准或安排换能器期间进行频率调整，例如使得此类调整不需要在手术期间进行。不同频率可用于消融血管外部的不同深度。为透镜选择的材料可影响消融所需的频率。举例来说，如果使用例如玻璃的声学较差材料，那么透镜将更薄以考虑由声学较差材料导致的损耗。举例来说，如果所使用材料具有良好声学，那么透镜可能更薄。举例来说，针对在3MHz下在4mm外径的换能器上的25mm的焦长，铝透镜(c＝6500m/s)可具有5.4mm的轮廓，而环氧树脂透镜(c＝2430m/s)可针对相同焦长具有7mm的轮廓。

每一换能器及透镜组合具有表征换能器组合件且考虑换能器及透镜组合中的差异的相关联数据表。因为由组织进行对声学能量的吸收是超声束的频率的函数，因此换能器组合件应被仔细设计以满足所期望规范。在实例实施方案中，4mm外径的换能器联接到具有25mm的焦长的5mm外径的铝菲涅尔透镜用于在4.5MHz下操作。在另一实例实施方案中，4mm外径的换能器联接到具有25mm的焦长的6mm外径的铝菲涅尔透镜用于在4.5MHz下操作。在另一实例实施方案中，1.5mm外径的换能器联接到具有10mm的焦长的2.15mm外径的铝菲涅尔透镜用于在6MHz下操作。在另一实例实施方案中，1.5mm外径的换能器联接到具有10mm的焦长的2.8mm外径的铝菲涅尔透镜用于在6MHz下操作。导管可包括一个或多个冲洗端口以抑制或防止将气泡引入于患者体内(例如原本可能会被俘获于菲涅尔透镜的棱镜中的气泡)。

如上文描述，在消融期间，换能器组合件(例如如本文中描述)可例如经由锚200而锚定于血管内。如果换能器组合件未被锚定，那么其可能浮动或翻倒于血流中，尤其是如肺动脉中的高血流，这可导致非常不可预测的消融或至少是模糊且低效的消融。因此，换能器的位置可通过锚来稳定。

本文中描述的锚可经配置以保持血液流动通过血管，包含当锚处于部署状态中时。包含锚的方法可包括当锚处于部署状态中时允许血液流动通过血管。在一些实施例中，锚不包括球囊。举例来说，透镜(例如菲涅尔透镜2100)的棱镜的边缘可损坏球囊锚。在一些实施例中，锚并非闭塞的，从而允许血液继续流动到下游血管及器官(例如肺)。例如包括球囊的肾失神经装置通常是闭塞的，因为其可能会暂停到肾的血流，没有负面的系统影响。在一些实施例中，经配置以用于肺分支血管(RPA及/或LPA)的装置可包括一次闭塞到一个肺的血流的锚，因为另一肺可足以使血液在短持续时间内充氧。

图22A示出处于收缩或递送状态中的包括多个支柱2204的锚2200的实例实施例。锚2200在递送或收缩状态中被引导到血管。在一些实施例中，锚2200可在递送期间或在递送状态中的其它时间用鞘管覆盖。锚2200可朝向部署状态部署。

图22B示出处于部署状态中的锚2200。取决于血管的直径，可能无法实现图22B中展示的递送状态，但锚2200膨胀使得锚2200能够将换能器组合件2201的基本上恒定位置维持于血管中可被视为部署状态。消融优选地在锚2200处于部署状态中或不在递送状态中时发生。

多个支柱2204可例如从海波管或薄片切割(例如激光切割)。从管或薄片切割支柱2204可例如提供快速且可重复制造。在一些实施例中，多个支柱2204是离散线。线任选地不是从管或薄片切割，或可最初是以允许支柱2204中的至少一些是离散(例如并非通过支柱材料直接联接到另一支柱)的方式来从管或薄片切割。使用离散线可在确定支柱2204的形状及配置时提供灵活性。举例来说，多个支柱2204可包括是直的、扭曲的、平面的、圆形的、其组合等的线(例如如图22A到22D中展示)。线可具有多边形横截面(例如矩形、正方形、菱形、梯形、其凸起版本等)、圆形或弧形横截面(例如圆圈、卵形、椭圆形等)、其组合及类似者。

支柱2204可在换能器组合件2201远端及近端联接(例如个别地联接)(例如粘附、焊接、熔接(当从管或薄片切割时不分离)、其组合及类似者)。如图22A中展示，支柱2204的远端部分联接到远端轴件2202，且支柱2204的近端部分联接到近端轴件2212。远端轴件2202可包括无创伤尖端。支柱2204的远端部分可联接到在换能器组合件2201远端的远端轴件2202。支柱2204的近端部分可联接到在换能器组合件2201近端的近端轴件2212。换能器组合件2201可在递送状态及/或部署状态中基本上径向居中于支柱2204之间。远端轴件2202可相对于近端轴件2212纵向地移动。此纵向移动可在锚2200自膨胀期间允许进行及/或用于膨胀锚2200。当支柱2204径向向外弯曲时，支柱2204的远端部分与支柱2204的近端部分之间的距离减小。换能器组合件2201可在递送状态及/或部署状态中基本上径向居中于支柱2204之间。

在一些实施例中，锚2200通过将支柱2204的近端及远端部分推在一起(例如使远端轴件2202在近端回缩及/或使近端轴件2212在远端前进)来部署，从而导致支柱2204径向向外弯曲，如图22B中展示。在部署状态中，多个支柱2204向外膨胀以接触血管壁或使血管壁并列。锚2200可维持换能器组合件2201的纵向位置。此伞型部署方法可提供对由锚2200施加于血管壁的径向力的更好控制。举例来说，如果移动是由用户的手来手动进行，那么用户将能够感受到支柱2204何时接触血管壁且在适当部署状态处停止膨胀支柱2204。举例来说，如果移动是机动的，那么传感器可用于测量力且在达到特定力时停止移动。为了返回到递送状态，支柱2204被拆散(例如通过使远端轴件2202在远端前进及/或使近端轴件2212在近端回缩)以使支柱2204收缩回到递送状态。锚2200经配置以膨胀以适应任何适当大小的血管。举例来说，LPA、RPA及PT不具有与彼此相同的直径或均匀的血管内直径，且锚2200经配置以膨胀以接触LPA、RPA及PT的所有合适位置中的血管壁。在例如肾动脉周围消融的实施方案中，锚2200经配置以膨胀以接触左肾动脉及右肾动脉中的所有合适位置中的血管壁。

支柱2204可为自膨胀的。举例来说，锚2200可通过使外鞘管2210回缩及前进以暴露或覆盖支柱2204来收缩及部署。外鞘管2210在箭头2208的方向上在近端回缩以允许支柱2204至少部分自膨胀。锚2200通过使外鞘管2210在箭头2209的方向上在远端前进以向支柱2204施加径向向内力以导致支柱2204收缩来返回到收缩状态。在一些实施例中，外鞘管2210可在远端前进以部署支柱2204及在近端回缩以收缩支柱(例如使用推拉机构，例如延伸穿过远端部分502的拉线)。

在一些实施例中，外鞘管2210可结合伞型膨胀使用。举例来说，外鞘管2210可在引导到目标位置期间保护血管免受支柱2204伤害，且反之亦然。举另一实例，外鞘管2210可具有有助于引导的光滑表面。举另一实例，外鞘管2210可固持对测量换能器组合件2201附近的参数有用的一或多个传感器。举另一实例，外鞘管可包括斯旺-甘兹球囊以使导管浮动到目标位置(无需使用单独斯旺-甘兹导管)。

包含换能器组合件2201、锚2200及任选地外鞘管2210的导管的远端部分的外径在约3mm与约12mm之间(例如约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约10mm、约12mm及在此类值之间的范围)。更小直径的远端部分可允许通过更小切口插入。更小切口可减小疤痕大小、潜在感染部位大小及/或愈合时间。

在一些实施例中，使用部分自膨胀与伞型膨胀的组合。举例来说，外鞘管2210可在近端回缩，这可允许支柱2204部分自膨胀。此部分自膨胀可足以使血管壁并列。在其中不希望进行锚定而换能器组合件2201与血管壁之间的间隔可由部分自膨胀的支柱提供的一些替代实施方案中，此部分自膨胀可能是足够的。如果自膨胀不够(例如不足以使血管壁并列)，那么伞型膨胀可用于进一步膨胀支柱2204，例如如本文中描述。

多个支柱2204优选地包括形状记忆材料(例如镍钛诺、铬钴、MP35N、35NPT、埃尔基洛伊等)。即使在其中锚2200不是纯自膨胀的实施例中，形状记忆材料也可帮助多个支柱2204维持形状、对外部力(包含基于装置的膨胀力)作出响应等。其它支柱材料也是可能的(例如不锈钢)。

在一些实施例中，支柱2204未与换能器对准。举例来说，即使换能器包括4个楔形零件，且锚2200包括4个支柱2204，支柱2204不一定需要与换能器零件对准(例如在换能器零件的相交点处)。而是，支柱2204可独立于换能器零件。

换能器组合件2201可基本上径向居中于支柱2204之间。如果支柱均匀膨胀，那么换能器组合件2201可基本上居中于血管中。使换能器组合件2201居中于血管中可帮助确保血管周围的所有组织都被治疗。举例来说，如果换能器组合件2201具有20mm的穿透半径且居中于其中血管的直径是18mm的血管中，那么血管周围的穿透深度是约11mm。如果同一换能器组合件2201未居中于所述同一血管中，那么穿透深度可在一个方向上是3mm且在相反方向上是19mm，其中的任一者或两者可能影响非所要组织。将了解，这些数字用于实例目的且真正数字将把例如超声吸收、界面处衍射、斯涅尔·笛卡尔定律(Snell Descartes'law)等考虑在内。

图22A及22B示意性地示出一些实例不透射线标记2270、2272、2274、2276的位置。标记2270在远端部分的远尖端处。标记2270可与远端部分的远尖端略有间隔。标记2272在外鞘管2210的远端处。标记2272可与外鞘管2210的远端略有间隔。标记2274在锚2200的远端处。标记2274可与锚2200的远端略有间隔。标记2276在锚2200的近端处。标记2276可与锚2200的近端略有间隔。在一些实施例中，锚2200的材料可为不透射线的，使得标记2274及/或标记2276是锚2200的可见端(例如没有使用单独标记材料)。

标记2270可用于控制装置的远尖端例如以抑制或防止在治疗部位的远端穿孔及/或抑制或防止在小血管上施加压力。标记2272可用于确定外鞘管2210例如相对于其它组件的位置。如果标记2272在标记2274远端，那么用户知道锚2200被外鞘管2210覆盖。如果标记2272在标记2276近端，那么用户知道锚2200未被外鞘管2210覆盖。用户可观察标记2274、2276的相对位置以测量锚2200的膨胀。举例来说，如图22A及22B中所见，当标记2274、2276进一步分开时，锚2200更靠近收缩位置，且当标记2274、2276更靠近在一起时，锚2200更靠近部署或膨胀位置。在一些实施例中，可测量(例如直接使用透视测量(例如使用换能器2201的长度进行缩放)、使用装置上的记号等)标记2274、2276之间的距离以确定膨胀程度，其可包含部署部位处血管的直径。膨胀程度及/或部署部位处血管的直径可用于设置神经调控(例如消融)参数。本文中描述的不透射线标记可实施于本文中描述的其它导管系统中，例如导管系统100。

换能器组合件2201可相对于远端轴件2202及/或近端轴件2212纵向地移动(例如通过联接到独立换能器轴件)。举例来说，尽管换能器组合件2201被示出为相对于锚2200来说较大，但换能器组合件2201可在锚2200的小得多的纵向范围上延伸。换能器组合件2201可相对于锚2200移动以执行多次消融，无需收缩及重新部署锚。举例来说，换能器组合件2201可在锚2200中的第一远端位置处执行第一消融，接着可在近端回缩到锚2200中的第二中间位置，无需移动锚2200，执行第二消融，接着可进一步在近端回缩到锚2200中的第三近端位置，无需移动锚2200，并执行第三消融。在一些实施例中，换能器组合件2201可在锚2200中的第一近端位置处执行第一消融，接着可在远端前进到锚2200中的第二中间位置，无需移动锚2200，执行第二消融，接着可进一步在远端前进到锚2200中的第三远端位置，无需移动锚2200，并执行第三消融。在一些实施例中，换能器组合件2201可在锚2200中的第一中间位置处执行第一消融，接着可在远端前进到锚2200中的第二远端位置，无需移动锚2200，执行第二消融，接着可在近端回缩到锚2200中的第三近端位置，无需移动锚2200，并执行第三消融。换能器组合件2201在锚2200中的可移动性通常比精确移动实施更重要。虽然此可能机械地更复杂(例如与换能器组合件2201被安装于远端轴件2202与近端轴件2212之间相比)，但此移动可通过减少或消除在第一及第二消融中的每一者之后对锚进行收缩、重新定位及重新部署来减少操作时间。

支柱2204可具有在约30μm与约500μm之间的厚度(例如约30μm、约40μm、约50μm、约60μm、约70μm、约80μm、约90μm、约100μm、约110μm、约120μm、约130μm、约140μm、约150μm、约500μm及在这些值之间的任何范围)。此厚度在每一个别支柱2204的径向方向上测量。支柱2204越厚，支柱2204将导致干扰或散射超声信号的可能性就越小。举例来说，支柱2204可投射超声阴影，从而导致被阴影覆盖的区域不被消融。

多个支柱2204可包括在约4个支柱与约64个支柱之间(例如约4个支柱、约6个支柱、约8个支柱、约10个支柱、约12个支柱、约16个支柱、约20个支柱、约30个支柱、约40个支柱、约50个支柱、约64个支柱及在此类值之间的范围)。

申请人已发现，小于约100μm的支柱厚度不会明显影响超声信号。在具有薄支柱(例如在约30μm与约100μm之间)的实施例中，更大数量的支柱(例如在约之间)可用于增加血管壁上的总并列力的量以提供合适锚定。

一些实施例可包括更厚支柱(例如在约110μm与约500μm之间)。举例来说，由更厚支柱导致的干扰或阴影可有利地用于在消融血管壁外的目标组织(例如包含神经)时保护血管壁的一部分。更厚支柱可在血管壁上提供更高径向力以实现更牢固锚定。

可期望在减少由支柱2204产生的干扰或阴影与足够的径向力之间达到平衡。可改变支柱2204的数目或数量以抵消任何干扰或阴影及/或增加径向力，这可视情况而定。较低数目的支柱2204可减少潜在干扰及阴影。较高数目的支柱2204可增加径向力。

图22C示出锚2220的另一实例。图22C示出锚2220的收缩或递送状态。图22D示出锚2220的部署状态。锚2220包括围绕换能器2221扭转的多个支柱2224。多个支柱2224可经由本文中描述的方法中的任何者(例如自膨胀、伞型及其组合)而收缩及部署。多个支柱2224的扭转配置可减少多个支柱2224可跨换能器组合件2221创建的总体干扰或超声阴影。举例来说，在纵向方向上由每一支柱2224产生的感染较少，因为扭转配置将在纵向方向上仅覆盖换能器组合件2221的一部分，而不是在纵向方向上覆盖换能器组合件2221的整个区段。

如图22D中展示，沿着任何纵向线，可存在一个或若干支柱2224的一部分，但不存在完全是支柱的纵向线。扭转配置允许由定位于换能器组合件2221的各个区段中的支柱2224覆盖，使得整个纵向区段不会被覆盖。结合将电力施加于换能器组合件2221的长度及由透镜提供的聚焦，多个支柱2224的扭转配置可提高所有目标组织(例如包含神经)由于由支柱2224导致的潜在干扰或阴影减少而被消融的概率。扭转支柱2224可向锚2220提供部分横向尺寸，这可有助于提供更好血管壁并列，例如向纵向血流提供反力。直支柱2204可能不太容易引起血液湍流。本文中描述的各种支柱配置可实施于本文中描述的其它导管系统中，例如导管系统100。

图23A及23B示出包含经配置以在锚被部署时在内轴件2212之上滑动的换能器2240的实例换能器组合件。当锚2260被部署时，换能器2240跨内轴件2212平移以在一个锚定位置处消融若干消融部位(例如第一消融部位2242a及第二消融部位2242b)。换能器2240可在一个锚定位置处平移到一个、两个、三个、四个、五个或更多个消融部位或根据需要更多。平移换能器2240的此方法可通过减少锚2260收缩及移动且接着重新部署于血管内的时间量来减少治疗时间。在一些实施例中，锚2260可在移动之前仅部分收缩或不收缩(例如通过移动至少部分膨胀的锚来减少手术时间可能会对血管壁造成损伤，但这是值得的)。换能器2240可连接到拉线及/或推线2244以使换能器2240沿着内轴件2212移动。

图23C到23E示出在消融之间旋转锚2250的实例方法。锚2250的旋转可抵消或解决由锚2250所创建的阴影导致的任何干扰。在于图23C中展示的部署状态中进行的第一消融之后，锚2250可收缩到图23D中展示的递送状态。锚2250可接着旋转，如由箭头2254所展示。锚2250在旋转期间优选地不纵向地移动。锚2250接着被重新部署，其中支柱触碰血管壁的不同部分，如图23E中展示。锚2250的支柱在与图23C中不同的位置中，这导致任何干扰或阴影发生于血管的不同区域中，这可允许换能器2252消融组织，其中阴影在图23C中被投射，借此提供更完全消融。此过程将根据需要重复许多次以解决干扰或阴影。

图24A示意性地示出包括手柄2404及细长轴件2402的导管2400的实例实施例。细长轴件2402的远端部分可包括换能器组合件、锚等。手柄包括致动器2406。致动器2406可用于收缩及/或部署锚2400。致动器2406可包括例如指轮或滑块。在其中致动器2406包括滑块的一些实施例中，致动器2406可在任一方向上沿着路径2410滑动，如由箭头2408指示。在一些实施例中，致动器2406可向操作者通知血管的内径。举例来说，如本文中描述，远端轴件2402与近端轴件2412之间的纵向距离与支柱2404的径向膨胀有关。如果致动器2406使远端轴件2402在近端回缩特定距离，那么可确定支柱2404的径向膨胀的对应程度且因此停止支柱2404的膨胀的血管的直径。手柄2404可包括沿着路径2410的记号。血管直径信息可用于选择能量值(例如时间及/或调控)以提高治疗的安全性及效果。

在一些实施例中，手柄2404可包括经配置以开始消融的按钮2412。脚踏开关、定位于仪器触摸屏上的软件按钮、鼠标点击及/或其它消融刺激输入是可能的。

在包括外鞘管的实施例中，手柄2404可包括用以使外鞘管的近端回缩及/或在远端前进的机构(例如第二致动器)。在一些实施例中，外鞘管可由用户直接操纵(例如在手柄2404远端及/或在手柄2404近端)。

在一些实施例中，手柄2404可包括用于使细长轴件的远端部分在消融部位之间回缩可控距离的组件，如本文中另外详细描述。举例来说，手柄2404可包括第三致动器。如果手柄2404包括多个致动器，那么所述致动器可经标记具有记号(例如字母或数字)、包括不同颜色等。优选地，致动器中的每一者是至少部分不同的。举例来说，各自经配置以在路径中滑动的多个致动器可具有不同形状、表面纹理、颜色等。在一些实施例中，致动器可通过是不同类型的致动器来区分(例如用于操作外鞘管的指轮、用于部署锚的滑块、用于远端部分的可控回缩的旋钮等)。

图24B示意性地示出包括手柄2424及细长轴件2402的导管2420的另一实例实施例。手柄2424可包括手柄2404特征。手柄2424包括近端部件2426及远端部件2428。近端部件2426可相对于远端部件2428旋转，如由箭头2422展示，以使导管2420的远端部分在血管内前进或回缩。近端部件2426的旋转平移成使导管2420的远端部分在血管内前进或回缩的线性运动，例如使用螺旋、蜗轮、齿条及小齿轮等。在一个方向上旋转近端部件2426使导管2420的远端部分前进，且在相反方向上旋转近端部件2426使导管2420的远端部分回缩。手柄2424可包括有助于用户确定导管2420的远端部分的旋转及因此移动的适当量的止动器。举例来说，近端部件2426的每一可控转动可使导管的远端部分在近端回缩设置的距离，例如在约0.25cm与约2cm之间(例如约0.25cm、约0.5cm、约1cm、约1.5cm、约2cm及在此类值之间的范围)。远端部分的远端前进也是可能的。

在一些实施例中，导管2420的远端部分前进到第一目标位置，例如LPA中的远端位置。锚被部署且第一目标位置周围的组织被消融。锚接着收缩且近端部件2424旋转以使导管2420的远端部分在近端回缩例如0.5cm到第二目标位置。手柄2424可包括在锚处于部署状态中的情况下抑制或防止近端部件2426旋转的互锁件。锚被重新部署且第二目标位置周围的组织被消融。此收缩、回缩(或以其它方式移动)、重新部署、消融序列可针对LPA的长度且接着针对PT的长度进行重复。导管2420的远端部分接着前进到第n目标位置，例如RPA中的远端位置(例如在用户操纵导丝之后)。锚被重新部署且第n目标位置周围的组织被消融。收缩、回缩(或以其它方式移动，例如在远端前进)、重新部署、消融序列可针对RPA的长度进行重复。本文中描述的手柄配置可实施于本文中描述的其它导管系统中，例如导管系统100。

肺动脉的任何治疗序列是可能的。举例来说：LPA、接着是PT、接着是RPA；RPA、接着是PT、接着是LPA；LPA、接着是RPA、接着是PT；RPA、接着是LPA、接着是PT；PT、接着是RPA、接着是LPA；PT、接着是LPA、接着是RPA。优选地，PT在LPA或RPA之后进行消融以减少引导。在一些实施例中，PT可在LPA之后且在RPA之后进行消融。

图25A及25B示出锚2500的另一实例实施例。图25A示出处于收缩状态中的锚2500。在一些实施例中，外鞘管2510抑制或防止锚2500在处于收缩状态中时膨胀。图25B示出处于部署状态中的锚2500。锚2500包括换能器组合件2501的每一侧上的组件。锚2500包括两种编织配置2502。额外编织配置2502也是可能的。第一编织配置2502在换能器组合件2501远端，且第二编织配置2502在换能器组合件2501近端。与具有类似厚度的多个支柱等相比，例如具有高编织角的编织配置2502可提供优越径向力。

图26A及26B示出锚2600的另一实施例。图26A示出处于收缩状态中的锚2600。在一些实施例中，外鞘管抑制或防止锚2600在处于收缩状态中时膨胀。图26B示出处于部署状态中的锚2600。锚2600包括换能器组合件2601的每一侧上的多个支柱2602。锚2600包括两个多个支柱2602。额外多个支柱2602也是可能的。多个支柱2602可以本文中描述多个支柱2204的方式中的任何者进行配置及操作。举例来说，支柱2602的大小及形状可为本文中描述的实施例中的任何者，且锚2600的部署及收缩可以本文中描述的方式中的任何者发生。例如在联接到近端及/或远端轴件方面，与编织配置2502相比，多个支柱2602可提供更简单及/或更多可重复制造。

在一些实施例中，锚2500、2600通过将编织配置2502或多个支柱2602推在一起来部署，从而导致编织配置2502或多个支柱2602径向向外弯曲，如图25B及26B中展示。在一些实施例中，锚2500、2600是自膨胀的。锚2500、2600可通过移动外鞘管2510(图25A及25B)以覆盖或暴露锚2500、2600来收缩及部署。外鞘管2510在箭头2506的方向上移动以部署锚2500、2600。另外或替代地，锚2500、2600可经由连接到编织配置2502或多个支柱2602中的一者、一些或全部的拉线来收缩及部署。当拉线被拉动时，锚2500、2600部署，且当拉线前进时，锚2500、2600收缩。作为拉线的补充或替代，轴件或管可用于推动及/或拉动锚的近端部件及/或远端部件以部署及/或收缩锚。在一些实施例中，针对故障-收缩配置，拉线可朝向收缩状态偏置。在一些实施例中，故障-收缩配置可通过对处于收缩配置中的锚进行热塑性来实现。在某些此类实施例中，推动机构可用于实现部署配置。锚可由手柄中的轮锁进行致动及/或保持致动。成为故障-收缩可使锚在本发明中被部署时在(例如线、轴件等)故障时收缩。

图27A到27D示出锚2700的另一实施例。图27A示出处于收缩状态中的锚2700。在图27A中示出的实施例中，外鞘管2710正抑制或防止锚2700径向地膨胀，例如从而导致应力诱导马氏体。图27B示出处于部署状态中的锚2700。当花瓣配置2702未由外鞘管2710局限时，锚2700可由于奥氏体相变而自膨胀。锚2700包括换能器组合件2701的每一侧上的花瓣配置2702。锚2700包括两种花瓣配置2702。额外花瓣配置2702也是可能的。

花瓣配置2702包括用多个花瓣2706塑形为花朵的一或多个线。花瓣2706可周向地重叠。线可被定形于部署状态中，使得花瓣配置2702是自膨胀的。在一些实施例中，锚2700在花瓣的尖端处包括浮动区段(例如大体上平行于纵轴的区段)以增加锚2700与血管壁之间的接触面。接触面的增加可减小施加于血管壁的径向力，同时仍完成相同锚定(例如在例如血流的相同力下提供基本上恒定的换能器组合件2701位置)。

锚2700可经配置成多种定向。花瓣配置2702可经定向以面向导管的远端部分敞开，例如如图27B中展示。花瓣配置2702可经配置以面向导管的手柄(例如如本文中描述)，例如如图27A到27D中展示。花瓣配置2702可经配置以面向彼此。花瓣配置2702可经配置以背向彼此。

锚2700可为自膨胀的。锚2700可通过移动外鞘管2710以覆盖或暴露花瓣配置2702来收缩及部署。在一些实施例中，锚2700经由拉线而收缩及部署。如果花瓣配置2702面向手柄，那么拉线可用于收缩花瓣配置2702，其由于花瓣配置2702所面向的方向而无法由外鞘管2710收缩。

图27C是图27A的锚2700的实例花瓣配置的俯视图。花瓣可具有在约5mm与约15mm之间(例如约5mm、约7mm、约9mm、约11mm、约13mm、约15mm及在此类值之间的范围)的圆周宽度2720。花瓣配置的基底可经配置以创建在约10度与约20度之间(例如约10度、约12度、约14度、约16度、约18度、约20度及在此类值之间的范围)的角度2722。

图27D是图27A的实例花瓣配置的侧视图。花瓣的顶部部分可具有在约1mm与约8mm之间(例如约1mm、约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm及在此类值之间的范围)的半径2724。花瓣配置的基底与花瓣的直径中心之间的距离2726可在约12mm与约20mm之间(例如约12mm、约14mm、约16mm、约18mm、约20mm及在此类值之间的范围)。花瓣配置的基底与花瓣的起点之间的距离2728可在约2mm与约8mm之间(例如约约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm及在此类值之间的范围)。花瓣的角部与花瓣弧的起点之间的距离2730可在约0.5mm与约2.5mm之间(例如约0.5mm、约1mm、约1.5mm、约2mm、约2.5mm及在此类值之间的范围)。

锚2500、2600、2700可将径向力施加于血管壁上以将换能器组合件2501、2601、2701锚定于血管内。锚2500、2600、2700经配置以符合血管的不同直径，如本文中描述。举例来说，PT的直径通常大于LPA及RPA，且锚2500、2600、2700根据消融部位的直径膨胀。取决于血管的直径，可能无法实现图8B、9B及10B中展示的递送状态，但锚2500、2600、2700膨胀使得锚2500、2600、2700能够将换能器组合件2501、2601、2701的基本上恒定位置维持于血管中可被视为部署状态。消融优选地在锚2500、2600、2700处于部署状态中或不在递送状态中时发生。

锚2500、2600、2700分别在换能器组合件2501、2601、2701近端及远端。锚2500、2600、2700与换能器组合件2501、2601、2701不会纵向地重叠且不会投射阴影、散射声学能量或以其它方式挡住消融能量。锚2500、2600、2700可在无旋转的情况下允许单次消融，因为消融能量可为周向的且不会被挡住。

图25A及25B示出两种编织配置2502，图26A及26B示出两个多个支柱2602，且图27A到27D示出两种花瓣配置2702，但锚的一些实施例可包括任何数目的编织配置、多个支柱、花瓣配置、其组合及/或类似者。举例来说，锚可包括一种编织配置及一个多个支柱、一种编织配置及一种花瓣配置或一个多个支柱及一种花瓣配置，例如以提供每一类型的锚的某些益处。

图28A到28D示出锚2800的另一实施例。图28A示出处于收缩状态中的锚2800。图28B示出处于部署状态中的锚2800。锚2800包括一种花瓣配置2802。花瓣配置2802可在所描述花瓣配置2702的实施例中的任何者中进行配置。

锚2800可经配置具有面向近端的花瓣配置2802。当花瓣配置2802在换能器组合件2801近端时，花瓣配置2802背向换能器组合件2801(例如如图28B中展示)。当花瓣配置2802在换能器组合件2801远端时，花瓣配置2802面朝换能器组合件2801。锚2800可经由连接到花瓣配置2802的花瓣中的一者、一些或全部的外鞘管2810及/或拉线2804进行部署及收缩。如果拉线2804未连接到所有花瓣，那么花瓣的重叠可导致所有花瓣都在拉线2804被拉动时收缩。图28C及28D示出使用外鞘管2810来部署及收缩锚2800。外鞘管2810定位于导管的远端部分上。外鞘管2810在箭头2808的方向上在远端前进以允许锚2800膨胀到部署状态。外鞘管2810接着在近端回缩以收缩锚2800。

图29A及29B示出锚2900的另一实施例。图29A示出处于收缩状态中的锚2900。在图29A中示出的实施例中，外鞘管2910正抑制或防止锚2900径向地膨胀。举例来说，锚2900可包含联接到多个自膨胀支柱2904的环形球囊2902。支柱2904可在沿着环形球囊2902的圆周的等距间隔位置处联接到环形球囊2902。图29B示出处于部署状态中的锚2900。当环形球囊2902及支柱2904未由外鞘管2910局限时，支柱2904可自膨胀。另外，环形球囊2902可例如经由延伸穿过多个支柱2904的支柱中的一者的充气管腔进行充气，以完全部署锚2900，使得环形球囊2902接触血管内壁，借此使换能器2901集中于血管内。因此，尖端2911与换能器2901之间的距离可最小化，且换能器2901进一步可在锚部署期间直观地进行定位，无需额外移动。此外，锚2900与换能器2901的位置重合。

图30A及30B示出锚3000的另一实施例。图30A示出处于收缩状态中的锚3000。锚3000包含多个个别可充气球囊3002，其各自联接到多个支柱3004中的相应支柱。支柱3004可各自包含用于对球囊3002充气的充气管腔。此外，锚3000包含周向地缠绕在球囊3002周围的套筒3006。图30B示出处于部署状态中的锚3000。举例来说，锚3000可在递送鞘管内被递送到目标血管，使得在鞘管回缩以暴露锚3000时，球囊3002可被充气，如图30B中展示，借此使换能器3001集中于血管内。在部署状态中，套筒3006接触血管内壁，且准许血液跨锚3000在球囊3002与换能器3001之间流动。此外，换能器3001可在锚部署期间直观地定位，无需额外移动，且锚3000与换能器3001的位置重合。

图31A及31B示出锚3100的另一实施例。图31A示出处于收缩状态中的锚3100。锚3100包含轴向缠绕在锚3100的纵轴周围的线圈3102。线圈3102的远端可联接到安置于内导管3104的端处的尖端3111，且线圈3102的近端可联接到外导管3110的远端，其中内导管3104在外导管3110内可滑动移动。因此，内导管3104与外导管3110之间的相对移动可通过使线圈3102的近端及远端朝向及背向彼此移动来导致线圈3102在图31A中展示的收缩状态与图31B中展示的部署状态之间转变。在一些实施例中，线圈3102可自膨胀，例如朝向部署状态偏置。此外，换能器3101可在锚部署期间直观地定位，无需额外移动，且锚3100与换能器3101的位置重合。

图32A及32B示出锚3200的另一实施例。图32A示出处于收缩状态中的锚3200。在图32A中示出的实施例中，外鞘管3210正抑制或防止锚3200径向地膨胀。举例来说，锚3200可包含安置于导管3204与换能器3201之间的近端线圈3202a及安置于尖端3211与换能器3201之间的远端线圈3202b。近端线圈3202a及远端线圈3202b可由例如镍钛诺的形状记忆材料形成，使得近端线圈3202a及远端线圈3202b朝向膨胀状态偏置。在鞘管3210回缩时，近端线圈3202a及远端线圈3202b可转变到膨胀状态，如图32B中展示，借此使换能器3201集中于血管内。

图33A到33D示出锚3300的另一实施例。锚3300包括环线3302。锚3300可包括一个、两个或更多个环线3302。图33C及33D示出环线3302。图33A示出处于收缩状态中的锚3300。本文中描述的外鞘管可用于抑制或防止锚3300膨胀。图33B示出处于部署状态中的锚3300。

环线3302可定位于换能器组合件3303的远端及近端、将换能器组合件3303锚定于血管中。在包括单个环线3302的实施例中，环线3302可定位于换能器组合件3303远端或近端。在一些实施例中，环线3302正自膨胀且可通过从导管的近侧推动线(例如一个或两个腿部)来致动。环线3302接着通过拉动线来收缩。

本文中描述的锚的所有实施例都可经修改及组合以创建额外实施例。举例来说，所有实施例都可由一个、两个、三个或四个锚组成。在包括多于一个锚的实施例中，锚可为不同类型。举例来说，锚的一个实施例可包括多个支柱及一编织配置。所公开实施例的任何组合可为可能的。部署及收缩不同锚实施例的所有方法都可适于锚实施例中的任何者，包含但不限于伞方法、外鞘管的移动、拉线的使用、致动轴件(例如伸缩轴件)的使用及自膨胀材料的使用。在其中神经调控由例如声学能量(例如超声)、微波能、射频(RF)能、热能、电能、红外能、激光能、光疗、等离子体能、电离能、机械能、冷冻消融、化学能、其组合及类似者提供的实施例中，锚可任选地抵靠血管壁推动换能器或其它元件。

如上文描述，导管系统的远端部分(例如导管系统100的远端区104)足有柔性以引导各种血管及例如心腔的腔且足够硬以前进通过例如三尖瓣及肺瓣的瓣膜。当远端部分是锚定消融时，柔性与刚性的此组合可导致不合意效果。图34A示出血管3401中未被适当锚定的实例导管。如图34A中展示，假定锚定换能器组合件3420以进行消融。在锚近端的导管的曲率将换能器组合件3420推到右侧，因为锚的径向力无法克服导管的力。

图34B示出其中轴件3400的刚度可在远端部分附近被有效地抵消的导管的实例实施例。为了减小轴件3400刚度的影响，一些实施例包括悬架3402。悬架3402可包括经配置以由于轴件3400的刚度及远端部分附近的曲率而释放一些约束的线圈或其它类型的柔性轴件部分。悬架3402比轴件3400更柔性，这可允许远端部分有效地忽略轴件3400的力，其被悬架3402吸收。悬架3402可提供换能器组合件3420的更好锚定及居中。悬架3420可包括任何合适柔性材料。

导管系统的远端部分(例如导管系统100的远端区104)可被引导通过血管到多个消融部位。消融部位之间的距离可被控制(例如如关于手柄2424及/或手柄300'描述)及/或监测。本文中描述的移动(例如回缩、前进)特征可用于监测消融部位之间的距离。图35A示出包括轴件3510及换能器组合件3520的导管的远端部分。导管经配置以在静脉接入点3502处进入患者。静脉接入点包含但不限于股骨、颈静脉及桡骨接入点。可使用任何合适静脉接入点。

轴件3510可包括沿着轴件3510的近端部分定位的电极3504。电极3504经配置以感测每一电极之间的电导通以确定换能器组合件3520从消融部位被拉动或推动的距离。在一些实施例中，第一组电极之间的导通是高阻抗，而其余电极之间的导通是低阻抗。低与高阻抗之间的方差可用于说明与定位于身体内的电极接触的血液的电导率。举例来说，图35A中的静脉接入点3502外部的电极3504将具有高阻抗，而静脉内的电极3504将具有较低阻抗。

在一些实施例中，电极3504沿着轴件3510定位于固定点处。固定位置允许在仪器(例如如本文中描述)上运行的软件检测移动进出身体的电极3504的数目。跟踪电极3504的移动可用于确定换能器组合件3520的位置与不同消融部位之间的近似距离。在一些实施例中，可存储关于换能器组合件位置、所部署锚的直径及/或消融参数的数据。可产生报告。来自对各个对象的治疗的报告可与关于针对所述对象的治疗的有效性的数据组合以改进系统(例如确定理想消融间隔、消融参数等)。包括电子器件的实施例可包括互锁件，例如抑制或防止消融直到导管已经移动到不同消融部位。

图35B示出移动(例如回缩、前进)特征的另一实例实施例。轴件3510包括标记或记号3506。可使用沿着轴件3510的任何数目的标记3506。标记3506可分离任何距离，例如每半厘米。标记3506允许操作者在拉动或推动导管时控制及监测两个消融部位之间的距离。举例来说，标记3506可与静止物体(例如接入点)进行比较。一些实施例可包含额外及/或替代方法来在拉动或推动导管时控制两个消融部位之间的距离。举例来说，致动器(例如致动器2406及/或推动器1200)可经配置以通过每一致动将导管推动或拉动指定距离。举另一实例，可使用磁信标。举另一实例，可使用具有适当传动装置的轮。

在一些实施例中，移动(例如回缩、前进)特征可包括导管的远端部分上的可在透视下进行观察的不透射线标记。此移动特征可提供确保导管的移动(例如通过操纵手柄)转化成在血管中的预期或所期望移动的能力。透视也或替代地可结合本文中描述的移动特征中的任何者使用。

图36是实例消融仪器3600的示意图。仪器3600充当用户接口且将电力提供到导管3608，例如导管系统100。仪器3600包含显示屏3602、超声束产生器3604、电力监测器3605、控制计算机3606、控制计算机3606与导管3068之间的可移除导管连接器3607，及可用于启动消融的脚踏板3610。显示屏3602可为触摸屏。仪器3600可包括其它输入(例如鼠标、键盘、跟踪球等)。

超声束产生器3604包括具有在1.5MHz到11MHz之间、在连续波模式或脉冲波模式中具有200瓦特或更大的电力的能力的输出的电力放大器。超声束产生器3604支持编程接口，例如通过内部USB到串行端口接口。接口允许控制计算机3606开始或停止超声发射。超声束产生器3604可嵌入负责与控制计算机3604进行脉冲发射通信的固件以检查例如温度传感器(例如如本文中描述)、风扇等的内部装置。

肺动脉周围的组织(其可包含神经)可通过将由透镜聚焦的超声能量施加于换能器来消融。能量可被施加达在约0.5秒与约1分钟之间(例如约0.5秒、约1秒、约2秒、约3秒、约4秒、约5秒、约6秒、约7秒、约8秒、约9秒、约10秒、约15秒、约30秒、约45秒、约1分钟及在此类值之间的范围)的持续时间。

能量可在约20瓦特(W)与约80W声学之间(例如约20W、约30W、约40W、约50W、约60W、约70W、约80W及在此类值之间的范围)。声学功率是至少部分基于所施加的电力及例如换能器组合件的系统的效率。举例来说，如果系统的效率是50％，那么40W电力的施加将是20W声学。如果换能器组合件的效率在约50％与约80％之间，那么所施加电力可在约25W与约160W之间以产生在约20W与约80W之间的声学。

尽管本文中关于超声进行描述，但也提供其它能量模态，例如未聚焦超声、例如高强度或低强度聚焦超声的聚焦超声、微波能、射频(RF)能(例如单极、双极等)、热能(例如冷冻能、由流体(例如水、盐水、液体药剂等)或气体(例如蒸汽)提供的加热或冷却)、电能(例如非RF电能)、红外能、激光能、光疗或光动力疗法(例如与一或多种活化剂组合)、等离子体能、电离能递送(例如X射线、质子束、γ射线、电子束、α射线)、通过切割或研磨元件递送的机械能、冷冻消融、化学能或调控(例如化学消融)或其组合。在一些实施例中，神经破坏或中断由化学品或治疗剂实行(例如经由药物递送)，单独或结合能量模态。在一些实施例中，药物与本文中描述的神经调控(例如消融)组合以减少药理学疗法的剂量或持续时间，从而减少副作用。在各种实施例中，不同能量模态可组合使用(同时或循序地)。

电力监测器3605使用定向联接器测量电力。定向联接器包括具有铁氧体的两个线圈以测量电力，不会由于测量而诱导损耗。电力监测器3605测量被发送到换能器的电力(正向电力)及反射回的电力(反向电力)。正向或反向电力通过由控制计算机通过内部USB接口实时读取的模/数转换器来测量。

每一导管、换能器及/或换能器组合件的效率及自然频率可在使用之前例如由制造商、另一设施、独立公司及/或类似者进行测量。

在消融手术期间，用户输入被使用的换能器的效率及自然频率。每一系统可包含所述特定系统的效率的指示符，使得超声束产生器可解决损耗以递送适当声学能量。指示符可为由用户输入的概况介绍(fact sheet)。概况介绍可为盒子上、使用说明书上、无菌包装纸上、包装插入物上及/或类似者上的贴纸。指示符可为可由适当装置读取的条形码或QR码。指示符可嵌入于在导管3608联接到连接器3607时可由超声束产生器自动读取的例如EPROM的快闪存储器中。存储器可为在USB盘、SD卡或可能需要插入于控制计算机3606中以使系统工作的其它硬件媒体中。束产生器可使用来自指示符的信息确保导管未重用于多次手术(例如除非用户指示适当消毒等，否则根本不会被重用)。更简单指示符可降低成本。更复杂指示符可降低用户出错的风险。

在使用期间，电力监测器3605将监测反向电力(反射回的未使用电力)且将其与来自输入数据的预期结果进行比较。如果反向电力损耗经计算太高或指示换能器损坏(或换能器出现任何问题)，那么可停止手术。举例来说，如果存在过多反向电力，那么能量不会转换成声学且因此系统会出现各种故障(例如链接发电机及换能器的缆线损坏、焊料故障、过多气泡将电力反射回到源、寄生电容等)。

控制计算机3606经配置以在手术期间辅助用户。控制计算机3606控制用户接口、驱动电力发电机并控制电力输出。举例来说，控制计算机3606可经加载具有来自规划工具的数据以辅助消融。此数据可包括消融部位位置、血管的直径、消融部位之间的距离等。预加载数据可包括先前经由CT扫描图像、MRI、IVUS或其它医学扫描收集的数据、图像、对患者的测试等。通过在手术之前了解此信息，用户可使用控制计算机3606界定消融部位处的动脉的直径以设置或优化声学功率及脉冲持续时间。在定位导管的初始阶段之后，治疗可接着使用本文中描述的电极予以自动监测，以产生治疗报告。

治疗报告可包含在每一消融部位处递送的电力的报告。所递送电力的报告将从手术到手术提高用户的总体效率及能力。报告还可基于血管大小指示不同大小的环面消融。举例来说，血管越小，环面消融部位也应越小。如果所报告大小与预期大小有所不同，那么用户可基于血管大小调适电力或消融时间。在一些实施例中，锚可经配置以测量包含于治疗报告中的血管大小。

传感器(例如传感器3700)可用于在消融期间监测不同值。图37A示出包括定位于导管3702的远端部分上的传感器3700的实例导管3702。传感器3700可定位于换能器3704远端，如所展示，在换能器3704近端，或呈任何其它合适配置。传感器3700可经配置以监测温度来跟踪消融手术的安全性及效率。

图37B是描绘在消融期间进行的温度测量3710及脉冲发射3708的图形。如图37B中展示，温度测量3710应在消融时是一致的。脉冲发射3708也应在消融期间是一致的。传感器可经配置以指示温度是否有变化或非预期温度。举例来说，过高的温度可指示存在某错且应停止手术。两次脉冲发射3708之间中的温度测量样本可在热电偶定位于超声束内部时围绕热电偶测量的粘性加热效应工作。此粘性加热效应可为温度值上升的假像且可导致错误测量。传感器3700还可经配置以测量其它值，例如血压、流速、心率及/或可与手术或患者的安全相关的任何测量。所采取的任何测量，例如血压，可用于使超声发射与所采取的测量同步。

在一些实施例中，换能器组合件可用于通过在神经调控期间测量返回信号来测量效率。举例来说，在脉冲发射期间，当超声波行进通过媒体之间的接口时，一些能量被反射回到换能器。当组织加热时，所述媒体的特性会改变，且可使用换能器作为传感器检测到从包含所述媒体的接口反射回的能量中的变化。所反射能量可改变换能器组合件的阻抗，这可诱导修改返回到发电机的经反射电力。经反射电力信号分析可用于检测脉冲何时开始是足够高效的阈值，例如以消融组织。此信息可用于在加热对神经变性是足够时停止脉冲发射。在一些实施例中，可将具有圆柱形形状的多元件超声探头添加到系统、与用于神经调控的换能器分离，以从管腔内部执行超声测温并通知手术效果。

图37C示出包含包括传感器3722的第二导管3724实施例的实例导管系统。第二导管3724与包括换能器的导管3726分离。传感器3722在第二导管3724上可提高可进行测量的位置的灵活性。举例来说，第二导管3724可与第一导管3726定位于不同血管中或与第一导管3726定位于同一血管内的不同位置中。在一些实施例中，第一导管3726可包括管腔(例如具有在换能器近端的出口端口)以帮助导引第二导管3724接近其预期位置。

图37D示出联接到透镜3732的内部的传感器3730。传感器3730经配置以测量透镜温度。传感器3730可为热电偶传感器。此温度可经监测以抑制或防止换能器3734过热以保护换能器3734免受损坏。可监测透镜3732的温度，因为具有过高温度的透镜可在患者体内造成凝块。

图37E示出定位于锚3742上的多个传感器3740。传感器3740可为热电偶传感器。可使用一个传感器3740。在一些实施例中，支柱或其它组件(例如花瓣)中的一者、一些或全部包括传感器3740。在一些实施例中，一些支柱包括传感器3740。传感器3740可用于测量靠近血管壁的温度。

使用本文中描述的装置的任何实施例的消融可使用收缩及部署方法在多个消融部位处发生。图38A示出第一导管3804在插入部位或静脉接入点3806处的静脉3808中的定位。第一导管3804可包括球囊3802。第一导管3804可定位于静脉3808中，且球囊3802可接着被充气。经充气球囊3802可接着由静脉血管中的血液载送通过右心且到第一肺动脉。导丝3812可接着经引导到第一肺动脉且第一导管3804可被移除，且上文关于方法700的步骤704描述。图38B示出治疗导管3804定位于导丝3812之上。治疗导管3804在导丝3812之上跟踪到第一肺动脉，且上文关于方法700的步骤710描述。治疗导管3804可为先前描述的实施例中的任何者。

图38C示出治疗导管3804的轴件的远端部分定位于右肺动脉(RPA)3820内。锚3822已根据本文中描述的方法中的任何者(例如方法700的步骤712)定位及部署于第一消融部位处的RPA 3820处。锚3822将换能器3826锚定于RPA 3820内。锚3822部署以接触动脉壁3824，从而施加径向力。在部署锚3822之后，包围第一消融部位的组织(例如包含神经)被消融，且上文关于方法700的步骤714描述。中断RPA 3820周围的神经可减少肺高压。在一些实施例中，神经调控完成(例如经由消融、可为或可不为可逆的失神经、刺激等)。消融可在部署状态期间发生于一个位置处，或换能器3826可如本文中描述般平移以在单个部署的锚位置期间执行多次消融。

消融部位可被消融达在约0.5秒与约1分钟之间(例如约0.5秒、约1秒、约5秒、约30秒、约1分钟及在此类值之间的范围)。在消融期间使用的频率可在约1.5MHz与约11MHz之间(例如约1.5MHz、约2MHz、约2.5MHz、约3.5MHz、约4.5MHz、约6MHz、约7.5MHz、约9MHz、约11MHz及在此类值之间)。在消融期间使用的声学功率可在约20W与约80W之间(例如约20W、约30W、约40W、约50W、约60W、约70W、约80W及在此类值之间的范围)。此转化为在约25W与约160W之间及在此类值之间的范围的电力。

每一消融部位可为不同直径。如图38C到38I中展示，肺动脉的并非所有直径都相同。锚3822可部署以适应不同直径，如本文中描述。被消融的位置可在血管壁内的不同深度或焦点处。消融电力及时间或超声波数的频率可经改变以适应要消融的位置的不同直径及深度。在一些实施例中，单组消融参数(例如电力、持续时间、频率)可用于适应各种动脉直径。举例来说，参数(例如电力、持续时间、频率)可经设置到目标范围的病变深度、可经设置以排除其处不应发生消融的组织。在一些实施例中，每一消融可包含50W达一分钟，接着100W达至少30秒，针对特定位置具有在100W下的任选额外脉冲。

在第一消融部位已被消融之后，锚3822通过本文中描述的方法中的任何者(例如方法700的步骤716)收缩。远端部分可接着在RPA 3820内回缩(或前进)一定的距离，如由图38C中的箭头3810展示，且定位及部署于第二消融部位处，如图38D中展示。部署、消融、收缩及回缩步骤可重复直到RPA3820的所期望量(例如PRA的整个长度、3/4、2/3、1/2、1/3、1/4及在此类值之间的范围)周围的组织已被消融覆盖。因为神经可如线般起作用，其中在沿着长度的任何点处切割可足以使神经失效，因此RPA的更小长度或段可经消融以具有有益效果。因为神经不一定是直的、可分支、可沿着RPA的长度开始或停止等，因此更大长度可用于具有有益效果。消融可在一些或所有消融部位处重复以解决由锚导致的任何干扰或阴影，如本文中论述。

图38E示出定位于左肺动脉(LPA)3830内的治疗导管3804的轴件的远端部分。锚3822根据上文描述的方法中的任何者定位及部署于第一消融部位处的LPA 3830处。锚3822将换能器3826锚定于LPA 3830内。锚3822部署以接触动脉壁3832，从而施加径向力。在部署锚3822之后，包围第一消融部位(例如包含神经)的组织被消融。中断LPA 3822周围的神经可减少肺高压。消融可在部署状态期间发生于一个位置处，或换能器3826可如本文中描述般平移以在单个部署的锚位置期间执行多次消融。

一旦第一消融部位已被消融，锚3822就可通过本文中描述的方法中的任何者收缩。远端部分可接着在LPA 3830内回缩(或前进)一定的距离，如由图38E中的箭头3812展示，且定位及部署于第二消融部位处，如图38F中展示。部署、消融、收缩及回缩步骤可重复直到LPA3830的所期望量(例如LRA的整个长度、3/4、2/3、1/2、1/3、1/4及在此类值之间的范围)周围的组织已被消融覆盖。因为神经可如线般起作用，其中在沿着长度的任何点处切割可足以使神经失效，因此LPA的更小长度或段可经消融以具有有益效果。因为神经不一定是直的、可分支、可沿着LPA的长度开始或停止等，因此更大长度可用于具有有益效果。消融可在一些或所有消融部位处重复以解决由锚导致的任何干扰或阴影，如本文中论述。

图38G示出定位于第一消融部位处的肺主干3840内的换能器3826。锚3822可通过本文中的所描述方法中的任何者部署以将换能器3826锚定于肺主干3840内。锚3822可经部署以接触肺主干壁3842，从而施加径向力以使换能器3826居中。第一消融部位可被消融。中断肺主干3840周围的神经可减少肺高压。锚3822可通过本文中描述的方法中的任何者收缩。换能器3826可接着在肺主干3820内回缩(或前进)一定的距离，如由图38H中的箭头3814展示，且定位及部署于第二消融部位处，如图38I中展示。第二消融部位可被消融。部署、消融、收缩及回缩步骤可重复直到肺主干3840的所期望量(例如肺主干的整个长度、3/4、2/3、1/2、1/3、1/4及在此类值之间的范围)周围的组织已被消融覆盖。因为神经可如线般起作用，其中在沿着长度的任何点处切割可足以使神经失效，因此PT的更小长度或段可经消融以具有有益效果。因为神经不一定是直的、可分支、可沿着PT的长度开始或停止等，因此更大长度可用于具有有益效果。消融可在部署状态期间发生于一个位置处，或换能器3826可如本文中描述般平移以在单个部署的锚位置期间执行多次消融。消融可在一些或所有消融部位处重复以解决由锚导致的任何干扰或阴影，如本文中论述。治疗导管可接着从患者移除。

此消融方法可按任何顺序执行。举例来说，如先前描述，右肺动脉(RPA)可首先被消融，接着是左肺动脉(LPA)，接着是肺主干。替代地，LPA可首先被消融，接着是RPA且接着是肺主干。可使用任何可能顺序。如果需要，但不是必须的，那么可在每一血管中重复消融部位。举例来说，肺主干可被消融两次及/或肺动脉中的任一者或两者可被消融两次。

在消融方法期间使用的装置可包括本文中描述的实施例中的任何者。可利用本文中描述的收缩及部署方法中的任何者。本文中描述的移动特征也可用于在导管3804的远端部分回缩或以其它方式在血管内移动时监测其位置。

虽然上文描述了本发明的各种说明性实施例，但所属领域的技术人员将明白，可在其中作出各种改变及修改而不脱离本发明。所附权利要求书希望涵盖落于本发明的真正范围内的所有此类改变及修改。

Claims (67)

1.一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的系统，所述系统包括：

手柄；

内导管，其包括延伸穿过所述内导管的长度的至少一部分的导丝管腔；所述内导管的近端区可操作地联接到所述手柄；

换能器组合件，其包括具有与其联接的超声换能器的换能器轴件，所述超声换能器经配置以被致动以在所述血管内发射超声能量来降低所述血管周围的神经的神经活动，所述换能器轴件包括经定大小及塑形以将所述内导管可滑动地接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区；

外导管，其包括经定大小及塑形以将所述换能器轴件接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区；

可膨胀锚，其包括联接到所述内导管的远端及联接到所述外导管的近端，使得所述内导管与所述外导管之间的相对移动导致所述可膨胀锚在收缩递送状态与膨胀部署状态之间转变，所述可膨胀锚经配置以在所述膨胀部署状态中使所述超声换能器集中于所述患者的所述血管内；及

鞘管，其包括经定大小及塑形以将所述外导管及处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚可滑动地接收于其中的管腔，所述鞘管的远端区具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区，所述鞘管的近端区可操作地联接到所述手柄。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述血管是肺动脉，且所述超声换能器经配置以被致动以在所述肺动脉内发射超声能量来降低所述肺动脉周围的神经的神经活动以治疗肺高压。

3.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括分离套筒，所述分离套筒包括经定大小及塑形以将所述鞘管可滑动地接收于其中的管腔，所述分离套筒的近端区固定地联接到所述手柄。

4.根据权利要求3所述的系统，其进一步包括引入器，所述引入器包括经定大小及塑形以将所述鞘管及所述分离套筒可滑动地接收于其中的管腔，所述引入器经配置以相对于所述患者固定且经致动以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动，使得所述鞘管能相对于所述分离套筒移动，在所述换能器组合件与所述患者之间没有相对移动。

5.根据权利要求4所述的系统，其中所述引入器包括安置于所述引入器的所述管腔内的阀，使得所述引入器经配置以通过在所述分离套筒安置于所述引入器的所述管腔内时抵靠所述分离套筒致动所述阀来进行致动以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述内导管的远端包括无创伤尖端。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述无创伤尖端包括锥形轮廓，使得所述无创伤尖端的横截面面积从所述无创伤尖端的近端朝向所述无创伤尖端的远端减小。

8.根据权利要求6所述的系统，其中，在递送配置中，所述鞘管的远端邻接所述无创伤尖端。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀锚的所述远端经由可滑动地安置于所述内导管上的环联接到所述内导管，使得所述可膨胀锚的所述远端可滑动地联接到所述内导管。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述外导管固定地联接到所述手柄，且其中所述内导管经配置以被致动以相对于所述外导管移动，以导致所述可膨胀锚在所述收缩递送状态与所述膨胀部署状态之间转变。

11.根据权利要求1所述的系统，其中所述内导管固定地联接到所述手柄，且其中所述外导管经配置以被致动以相对于所述内导管移动，以导致所述可膨胀锚在所述收缩递送状态与所述膨胀部署状态之间转变。

12.根据权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀锚包括多个支柱。

13.根据权利要求12所述的系统，其中所述多个支柱包括多个菱形支柱。

14.根据权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀锚包括形状记忆材料。

15.根据权利要求1所述的系统，其中所述可膨胀锚在所述膨胀部署状态中包括大于所述内导管、所述换能器轴件、所述外导管及所述鞘管的所述远端区的刚度力的径向力。

16.根据权利要求1所述的系统，其中所述鞘管的所述远端区的所述刚度大于所述鞘管的所述近端区的刚度。

17.根据权利要求16所述的系统，其中所述鞘管的所述远端区的外径大于所述鞘管的所述近端区的外径。

18.根据权利要求1所述的系统，其中所述换能器轴件及所述外导管经密封以在其间创建流体密封腔，且其中至少一个缆线安置于所述流体密封腔中以将电能提供到所述超声换能器用于发射所述超声能量。

19.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括发电机，所述发电机可操作地联接到所述超声换能器，所述发电机经配置以被致动以将电能提供到所述超声换能器以导致所述超声换能器发射超声能量。

20.根据权利要求19所述的系统，其进一步包括：

传感器，其经配置以测量所述超声换能器的温度，

其中所述发电机包括控制环路，所述控制环路经配置以在所述超声换能器的所述温度超过预定阈值的情况下调适提供到所述超声换能器的所述电能。

21.根据权利要求19所述的系统，其中所述换能器经配置以将从邻近解剖气道结构反射的声能转换成电能，且

其中所述发电机包括控制环路，所述控制环路经配置以在所述电能超过预定阈值的情况下停止超声能量的发射，所述电能指示从所述邻近解剖气道结构反射的声能水平。

22.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括安置于所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极，所述一或多个起搏电极经配置以在膈神经定位于所述血管周围的情况下起搏所述血管并诱导来自所述患者的生理响应。

23.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括：

扩张机构，其经配置以将足以使所述血管扩张并刺激所述血管内的压力感受器的力施加于所述血管的内壁。

24.根据权利要求23所述的系统，其中所述扩张机构包括可膨胀构件，所述可膨胀构件经配置以从收缩状态膨胀到其中所述可膨胀构件将所述力施加于所述血管的所述内壁的膨胀状态。

25.根据权利要求23所述的系统，其中所述扩张机构包括扭转机构，所述扭转机构经配置以使所述系统的细长轴件在所述血管内弯曲以将所述力施加于所述血管的所述内壁。

26.根据权利要求23所述的系统，其进一步包括控制器，所述控制器可操作地联接到经配置以测量所述血管内的压力的一或多个传感器，所述控制器经编程以：

在第一时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第一压力信息；

在所述可膨胀构件将第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第二时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第二压力信息；

在超声能量经由所述超声换能器发射于所述血管内以降低所述血管周围的神经的神经活动之后且在所述可膨胀构件将第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第三时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第三压力信息；及

将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述超声能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

27.根据权利要求26所述的系统，其中所述第二压力信息指示当所述第一力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第一压力梯度，且其中所述第三压力信息指示当所述第二力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第二压力梯度。

28.根据权利要求27所述的系统，其中在所述第二与第三压力信息的所述比较指示所述第二压力梯度比所述第一压力梯度小超过预定阈值的情况下，所述超声能量已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

29.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括经配置以测量所述血管内的压力的一或多个传感器。

30.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括：

换能器导管，其包括经定大小及塑形以将所述换能器轴件接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区，所述换能器导管可滑动地安置于所述外导管内，其中所述换能器轴件及所述换能器导管经密封以在其间创建流体密封腔，且其中至少一个缆线安置于所述流体密封腔中以将电能提供到所述超声换能器用于发射超声能量。

31.根据权利要求30所述的系统，其中所述手柄经配置以被致动以导致所述超声换能器经由所述换能器轴件及所述换能器导管进行相对于所述内导管及所述外导管的平移移动。

32.根据权利要求1所述的系统，其中所述内导管、所述外导管及所述鞘管中的至少一者包括经配置以通过其接收所述导丝的导丝端口。

33.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括一或多个血管内超声(IVUS)换能器，所述一或多个IVUS换能器安置于在所述超声换能器的远端的所述内导管、在所述超声换能器与所述可膨胀锚的所述近端之间的所述外导管或在所述可膨胀锚的所述近端的近端的所述外导管中的至少一者上，所述一或多个IVUS换能器经配置以产生数据来检测在所述一或多个IVUS换能器的视场内邻近于所述血管的解剖结构。

34.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括转矩轴件，所述转矩轴件包括经定大小及塑形以将所述内导管接收于其中的管腔及可操作地联接到所述手柄的近端区，所述转矩轴件联接到所述超声换能器且经配置以被致动以导致所述超声换能器相对于所述内导管的旋转。

35.根据权利要求34所述的系统，其中所述一或多个IVUS换能器包括经配置以遮蔽所述一或多个IVUS换能器的至少一部分的屏蔽。

36.根据权利要求34所述的系统，其中所述超声换能器包括多个换能器段，所述多个换能器段中的每一换能器段经配置为独立地可致动的以选择性地发射超声能量。

37.一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的方法，所述方法包括：

选择导管系统，所述导管系统包括手柄、包括导丝管腔的内导管、可滑动地安置于所述内导管之上的换能器组合件、安置于所述换能器组合件的换能器轴件之上的外导管、具有联接到所述内导管的远端及联接到所述外导管的近端的可膨胀锚，以及可滑动地安置于所述外导管之上的鞘管；

使导丝的远端前进到所述血管内的目标位置；

使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的近端之上前进直到所述换能器组合件的超声换能器处于所述血管内的所述目标位置中，所述可膨胀锚在收缩递送状态中安置于所述鞘管内；

使所述鞘管回缩以暴露所述血管内的所述可膨胀锚；

使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚从所述收缩递送状态转变到膨胀部署状态，所述可膨胀锚经配置以在所述膨胀部署状态中使所述超声换能器集中于所述血管内；

致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量以降低所述血管周围的神经的神经活动；

使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态；

使所述鞘管在处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚之上前进，所述鞘管的远端区具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区；及

将所述导管系统从所述患者移除。

38.根据权利要求37所述的方法，其中使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的所述近端之上前进直到所述超声换能器处于所述血管内的所述目标位置中包括使所述导管系统经由所述导丝管腔在所述导丝的所述近端之上前进直到所述超声换能器处于肺动脉内的所述目标位置中。

39.根据权利要求37所述的方法，其进一步包括将引入器插入于所述患者的血管中，使得所述引入器相对于所述患者固定，且其中使所述导管系统在所述导丝的所述近端之上前进包括使所述导管系统在所述导丝的所述近端之上前进且通过所述引入器。

40.根据权利要求39所述的方法，其进一步包括：

抵靠所述导管系统的分离套筒致动安置于所述引入器的管腔内的阀以防止所述分离套筒与所述引入器之间的相对移动，使得所述鞘管能相对于所述分离套筒移动，在所述换能器组合件与所述患者之间没有相对移动，

其中所述分离套筒可滑动地安置于所述鞘管的至少一部分之上且固定地联接到所述手柄。

41.根据权利要求37所述的方法，其进一步包括在所述血管内相对于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚平移地移动所述超声换能器。

42.根据权利要求37所述的方法，其进一步包括：

在将所述导管系统从所述患者移除之前，使所述导管系统前进直到所述超声换能器处于所述血管的另一部分内的第二目标位置中；

使所述鞘管回缩以暴露所述血管的所述另一部分内的所述可膨胀锚；

使所述内导管及所述外导管相对于彼此移动以导致所述可膨胀锚在所述血管的所述另一部分内从所述收缩递送状态转变到所述膨胀部署状态；及

致动所述超声换能器以在所述血管的所述另一部分内发射超声能量以降低所述血管的所述另一部分周围的神经的神经活动。

43.根据权利要求37所述的方法，其中致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量包括根据预定致动机制致动所述超声换能器，所述预定致动机制包括预定消融周期之间的预定非消融周期。

44.根据权利要求37所述的方法，其进一步包括：

在致动所述超声换能器以在所述血管内发射超声能量之前，在膈神经定位于所述血管周围的情况下，经由安置于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极起搏所述血管以诱导来自所述患者的可观察生理响应；及

在观察到所述生理响应的情况下，不致动所述超声换能器以在所述血管内的所述目标位置处发射超声能量，以避免损伤所述膈神经。

45.根据权利要求37所述的方法，其进一步包括：

在膈神经定位于所述血管周围同时超声能量发射于所述血管内的情况下，经由安置于处于所述膨胀部署状态中的所述可膨胀锚上的一或多个起搏电极起搏所述血管以诱导来自所述患者的可观察生理响应；及

在随时间观察到的所述生理响应中的变化超过预定阈值的情况下，停止超声能量在所述血管内的发射，以避免损伤所述膈神经。

46.一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的方法，所述方法包括：

测量所述血管内的第一压力信息；

将第一力施加于所述血管的内壁以使所述血管扩张；

在所述第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第二压力信息；

经由定位于所述血管内的消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经；

将第二力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张；

在所述第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第三压力信息；及

将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述经发射能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

47.根据权利要求46所述的方法，其中所述第二压力信息指示当所述第一力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第一压力梯度，且其中所述第三压力信息指示当所述第二力被施加于所述内壁以使所述血管扩张时所述血管内的压力和与所述第一压力信息相关联的所述血管内的扩张前压力之间的第二压力梯度。

48.根据权利要求47所述的方法，其中在所述第二与第三压力信息的所述比较指示所述第二压力梯度比所述第一压力梯度小超过预定阈值的情况下，所述经发射能量已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

49.根据权利要求47所述的方法，其中在所述第二压力梯度是0的情况下，所述经发射能量已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

50.根据权利要求46所述的方法，其中将所述第一及第二力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张包括施加足以刺激所述血管内的压力感受器的力。

51.根据权利要求46所述的方法，其中将所述第一或第二力中的至少一者施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张包括使可膨胀构件从收缩状态膨胀到膨胀状态，所述可膨胀构件安置于经定大小及塑形以定位于所述血管内的导管上。

52.根据权利要求51所述的方法，其中，在所述膨胀状态中，所述可膨胀装置不会完全闭塞通过所述血管的血液。

53.根据权利要求51所述的方法，其中所述消融装置安置于所述同一导管上。

54.根据权利要求51所述的方法，其中所述消融装置安置于经定大小及塑形以定位于所述血管内的第二导管上，所述第二导管与所述导管不同。

55.根据权利要求46所述的方法，其中将所述第一或第二力中的至少一者施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张包括向导管轴件施加转矩以使所述导管轴件在所述血管内弯曲以施加所述力。

56.根据权利要求46所述的方法，其中，在基于所述第二与第三压力信息的所述比较，所述经发射能量尚未降低所述血管周围的所述神经的神经活动的情况下，所述方法进一步包括：

经由定位于所述血管内的所述消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经；

将第三力施加于所述血管的所述内壁以使所述血管扩张；

在所述第三力施加于所述内壁以使所述血管扩张时测量所述血管内的第四压力信息；及

将所述第四压力信息与所述第二或第三压力信息中的至少一者进行比较以确定所述经发射能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

57.根据权利要求46所述的方法，其中经由定位于所述血管内的所述消融装置发射能量以消融所述血管周围的神经包括发射聚焦超声、非聚焦超声、射频、微波、冷冻能、激光或脉冲场电穿孔中的至少一者。

58.根据权利要求46所述的方法，其进一步包括在所述血管内部署可膨胀锚以使所述消融装置集中于所述血管中。

59.一种用于降低患者的血管周围的神经的神经活动的系统，所述系统包括：

导管组合件，其包括可操作地联接到手柄的近端区及经定大小及塑形以定位于所述血管内的远端区，所述导管组合件的所述远端区包括经配置以被致动以在所述血管内发射能量以降低所述血管周围的神经的神经活动的消融装置；

扩张机构，其经配置以将足以使所述血管扩张并刺激所述血管内的压力感受器的力施加于所述血管的内壁；

一或多个传感器，其经配置以测量所述血管内的压力；及

控制器，其可操作地联接到所述一或多个传感器，所述控制器经编程以：

在第一时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第一压力信息；

在所述扩张机构将第一力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第二时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第二压力信息；

在超声能量经由超声换能器发射于所述血管内以降低所述血管周围的神经的神经活动之后且在所述扩张机构将第二力施加于所述内壁以使所述血管扩张时，在第三时间从所述一或多个传感器接收所述血管内的第三压力信息；及

将所述第二压力信息与所述第三压力信息进行比较以确定所述超声能量是否已降低所述血管周围的所述神经的神经活动。

60.根据权利要求59所述的系统，其中所述扩张机构包括可膨胀构件，所述可膨胀构件经配置以从收缩状态膨胀到膨胀状态以将所述力施加于所述血管的所述内壁。

61.根据权利要求59所述的系统，其中所述扩张机构包括扭转机构，所述扭转机构经配置以使所述导管组合件的轴件在所述血管内弯曲以将所述力施加于所述血管的所述内壁。

62.根据权利要求59所述的系统，其进一步包括可膨胀锚，所述可膨胀锚经配置以在收缩递送状态与其中所述可膨胀锚使所述消融装置集中于所述血管内的膨胀部署状态之间转变。

63.根据权利要求59所述的系统，其中所述消融装置经配置以发射聚焦超声、非聚焦超声、射频、微波、冷冻能、激光或脉冲场电穿孔中的至少一者。

64.一种用于降低患者的肺动脉周围的神经的神经活动的系统，所述系统包括：

手柄；

细长轴件，其具有可操作地联接到所述手柄的近端区及远端区；

超声换能器，其安置于所述细长轴件的所述远端区上，所述超声换能器经配置以被致动以在所述肺动脉内发射超声能量来降低所述肺动脉周围的神经的神经活动；及

可膨胀锚，其安置于所述细长轴件的所述远端区上，所述可膨胀锚经配置以在收缩递送状态与其中所述可膨胀锚使所述超声换能器集中于所述患者的所述肺动脉内的膨胀部署状态之间转变。

65.根据权利要求64所述的系统，其中所述可膨胀锚包括具有经配置以防止损伤所述肺动脉的圆角边缘的多个支柱。

66.根据权利要求64所述的系统，其进一步包括鞘管，所述鞘管具有经定大小及塑形以将所述细长轴件及处于所述收缩递送状态中的所述可膨胀锚可滑动地接收于其中的管腔，所述鞘管的远端区具有足以促进所述可膨胀锚在所述鞘管的所述远端区相对于所述可膨胀锚移动时从所述膨胀部署状态转变到所述收缩递送状态的刚度，不会扣住所述鞘管的所述远端区，所述鞘管的近端区可操作地联接到所述手柄。

67.根据权利要求64所述的系统，其中所述超声换能器经配置以在所述肺动脉的主分支、所述肺动脉的右分支或所述肺动脉的左分支或其任何组合内发射所述超声能量。