用於膈神經起搏的支撐導管的製作方法
2023-09-25 18:38:50
本發明有利地提供了用於例如在標測導管被用於電生理或起搏程序期間為標測導管提供支撐的裝置、系統和方法。本發明還有利地提供了用於調整目前可用的標測導管的遠側環形部分的直徑的裝置、系統和方法。
背景技術：
冷凍消融或利用低溫殺死組織常常用來處理諸如心房纖顫的心律失常病症。然而，當通過例如熱能交互等處理組織的特定區域時，可能難以導向或控制熱傳遞的深度和強度。對熱能或諸如射頻或低溫施加的其它治療模式的遞送可能並不必然被約束到處理所需的精確區域或深度，因為組織可能具有受周圍生理環境影響的不同治療傳導性質。雖然對於諸如射頻、微波和/或低溫處理程序的某些處理模式來說，熱控制或精度可能更重要，但常常希望將熱處理或暴露僅限制到所需的組織。做不到這一點可能反而會負面地和不利地影響敏感且易於遭受不期望的損害的周圍組織結構或器官。
例如，當嘗試處理心臟組織時，有許多附近的敏感組織結構可能會不利地反作用於熱施加。特別地，當熱處理或消融心臟內部或周圍的組織時，重要的是諸如膈神經、竇房結等的重要生理結構不會通過這樣的消融治療而意外受損。膈神經主要由運動神經纖維構成，該神經纖維產生隔膜的收縮並因此影響呼吸模式和狀態。此外，膈神經為縱膈和胸膜以及上腹部的許多部分(尤其是肝臟和膽囊)提供感覺神經支配。
膈神經一般被稱為兩部分：右膈神經和左膈神經。這兩個膈神經從C3、C4和C5椎骨沿著前斜角肌向內延伸至頸動脈鞘。右膈神經在頭臂動脈上方和鎖骨下靜脈後方經過，然後從前方橫跨右肺根部，接著通過穿過T8水平處的隔膜中的腔靜脈裂孔而離開胸部。右膈神經在右心房上方靠近上腔靜脈(SVC)處經過。左膈神經在左心室的心包膜上方經過並單獨地穿透隔膜。
心臟的右心房和左心房可能是心律失常或其它生理疾病的位置或病源，因此是組織消融的目標，以便消除或者說是糾正異常的電生理現象。在熱處理或消融所選的心臟區域過程中，膈神經可能存在被類似地但非故意地消融的風險。這會嚴重影響患者的正常呼吸功能。此類損傷會表現為瞬時膈功能阻滯、瞬時膈神經麻痺(PNP)或長期膈神經損傷。這些損傷降低呼吸功能，並且可能需要幾周或幾個月來康復。在最壞的情況下，這種降低的功能需要機械通氣輔助來維持呼吸。因此，熱能向這一和其它感官結構(cursory structure)的這種非故意和不期望的破壞或施加的風險使得希望在處理期間監測或者說是檢測潛在危害性的後果。
這樣的監測通常在消融期間利用起搏膈神經和利用連續的螢光鏡透視檢查以可視化一致的橫膈膜響應或腹部觸診，以確認橫膈膜運動來進行。兩種方法都需要操作者一方的警惕，並且可能分散醫師對手頭的診斷或處理程序的主要關注。此外，就螢光鏡監測而言，患者被暴露於增加的x射線輻射。
膈神經麻痺是心房纖顫的冷凍消融的最常見併發症，它可能引起偏側膈麻痺。已經開發出用來監測膈神經的各種技術，但所有技術都圍繞在靠近諸如左膈神經的膈神經的一部分的方便位置處將起搏能量從SVC內遞送至膈神經。通常，病灶導管用來刺激或起搏膈神經，但該導管常常在手術程序期間偏移，導致捕獲的損失。對於醫師來說，這可能表現為似乎隔膜已停止收縮，並且醫師可能決定提前停止消融程序。
諸如標測導管(美敦力公司，明尼蘇達州的明尼阿波利斯(Medtronic,Inc.,Minneapolis,Minnesota))的已知標測導管可具有遠側部分，其能夠膨脹以使一個或多個電極與諸如肺靜脈的內周的靶組織接觸。這樣的裝置可能適合膈神經監測，但膨脹的遠側部分可具有過小的外徑，以至於不能使電極接觸SVC的內徑，SVC的內徑可能大於肺靜脈的內徑。此外，目前已知的標測導管可能缺乏剛度或強度，以便在沒有例如低溫球囊裝置的情況下使用。
因此，希望提供用於從SVC內監測膈神經的裝置和系統，該裝置和系統比目前已知的標測導管更穩定，並且包括能夠調整的可膨脹的遠側部分，以確保在電極和多種脈管尺寸的任一者中的靶組織之間的接觸。
技術實現要素：
本發明有利地提供了用於例如在標測導管被用於電生理或起搏程序期間為標測導管提供支撐的裝置、系統和方法。本發明還有利地提供了用於調整目前可用的標測導管的遠側環形部分的直徑的裝置、系統和方法。在一個實施例中，醫療裝置支撐裝置可包括細長主體，其限定壁且包括至少基本上線性的近側部分和遠側部分，該遠側部分能夠在第一至少基本上線性的構型和第二膨脹構型之間轉變，該細長主體限定延伸穿過近側部分和遠側部分的管腔，該管腔由壁在細長主體的近側部分中完全包圍，並且由壁在細長主體的遠側部分中部分包圍。例如，管腔的尺寸可設計成在其中接納標測導管。當處於第二膨脹構型時，細長主體的遠側部分可以限定弓形構型。細長主體的近側部分可以限定縱向軸線，並且當遠側部分處於第二膨脹構型時，細長主體的遠側部分可以位於基本上正交於縱向軸線的平面中。細長主體的近側部分可以由具有第一硬度計硬度的第一材料構成，並且細長主體的遠側部分可以由具有第二硬度計硬度的第二材料構成，第一硬度計硬度大於第二硬度計硬度。此外，處於第二膨脹構型的細長主體的遠側部分可具有可調整的外徑。例如，處於第二膨脹構型的細長主體的遠側部分可以是能夠在第一最小外徑和第二最大外徑之間轉變的。支撐裝置還可以包括一根或多根致動器線，每根致動器線均設置在由細長主體壁限定的封閉通道內。處於第二膨脹構型的細長主體的遠側部分的外徑可以通過操縱所述一根或多根致動器線來調整。作為非限制性示例，操縱所述一根或多根致動器線可包括將所述一根或多根致動器線加熱至大於預定轉變溫度的溫度和在所述一根或多根致動器線上施加拉力中的至少一種。
在一個實施例中，尺寸被設計成與標測導管一起使用的支撐裝置可包括細長主體，該細長主體限定壁且包括限定有縱向軸線的至少基本上線性的近側部分和能夠在第一至少基本上線性的構型和第二膨脹構型之間轉變的遠側部分，該細長主體限定延伸穿過近側部分和遠側部分的管腔，該管腔由壁在細長主體的近側部分中完全包圍並且由壁在細長主體的遠側部分中部分包圍，並且處於第二膨脹構型的細長主體的遠側部分具有可調整的直徑，該直徑能夠在第一外徑和第二外徑之間轉變。當細長主體的遠側部分處於第二膨脹構型時，細長主體的遠側部分可以位於基本上正交於細長主體的近側部分的縱向軸線的平面中。細長主體的近側部分可以由具有第一硬度計硬度的第一材料構成，並且細長主體的遠側部分可以由具有第二硬度計硬度的第二材料構成，第一硬度計硬度大於第二硬度計硬度。
在一個實施例中，一種用於監測靠近消融部位的神經的系統可包括：支撐裝置，其限定壁且包括至少基本上線性的近側部分和能夠在第一至少基本上線性的構型和第二弓形構型之間轉變的遠側部分，該支撐裝置限定延伸穿過近側部分和遠側部分的管腔，該管腔由壁在支撐裝置的近側部分中完全包圍並且由壁在支撐裝置的遠側部分中部分包圍，使得壁限定支撐裝置的遠側部分中的開口；以及在細長主體的管腔內的標測導管，該標測導管具有至少基本上線性的近側部分和能夠在第一至少基本上線性的構型和第二弓形構型之間轉變的遠側部分，該標測導管包括在遠側部分上的一個或多個電極。標測導管的近側部分可以設置在支撐裝置的近側部分中的管腔內，並且標測導管的遠側部分可以設置在支撐裝置的遠側部分中的管腔內。在標測導管的遠側部分上的所述一個或多個電極中的每一個的至少一部分可以通過支撐裝置的遠側部分中的壁的開口而暴露。處於第二弓形構型的支撐裝置的遠側部分可具有可調整的直徑，該直徑能夠在第一外徑和第二外徑之間轉變。該系統還可包括與標測導管的所述一個或多個電極電連通的能量源和一根或多根致動器線。所述一根或多根致動器線也可以與能量源連通，並且當來自能量源的電流被傳輸通過所述一根或多根致動器線時，支撐裝置的遠側部分可以在第一外徑和第二外徑之間轉變。
附圖說明
通過參照結合附圖考慮的下面的詳細描述，將更容易理解對本發明的更完整的理解和伴隨的優點及其特徵，在附圖中：
圖1示出了包括標測導管和支撐裝置的示例性醫療系統；
圖2示出了包括標測導管、支撐裝置和熱處理裝置的示例性醫療系統；
圖3A示出了支撐裝置的近側部分的第一剖視圖；
圖3B示出了支撐裝置的遠側部分的第一剖視圖；
圖3C示出了支撐裝置的近側部分的第二剖視圖；
圖3D示出了支撐裝置的遠側部分的第二剖視圖；
圖4A示出了在護套內的支撐裝置的部分剖視圖，該支撐裝置處於遞送構型；
圖4B示出了在護套內的支撐裝置，該支撐裝置處於膨脹構型；
圖5示出了處於第二膨脹構型的支撐裝置的正視圖；
圖6示出了可移除地接合在支撐裝置內的標測導管的側視圖；
圖7A示出了可移除地接合在支撐裝置內的標測導管遠端的正視圖，標測導管遠端和支撐裝置遠端具有為第一直徑的弓形形狀；
圖7B示出了可移除地接合在支撐裝置內的標測導管遠端的正視圖，標測導管遠端和支撐裝置遠端具有為第二直徑的弓形形狀；
圖7C示出了可移除地接合在支撐裝置內的標測導管遠端的正視圖，標測導管遠端和支撐裝置遠端具有為第三直徑的弓形形狀；
圖8示出了位於上腔靜脈附近的支撐裝置和標測導管，該支撐裝置和標測導管處於第一遞送構型；
圖9示出了位於上腔靜脈內的支撐裝置和標測導管，該支撐裝置和標測導管處於第二膨脹構型，但不與上腔靜脈的內徑接觸；以及
圖10示出了位於上腔靜脈內的支撐裝置和標測導管，該支撐裝置和標測導管處於第二膨脹構型。
具體實施方式
本發明有利地提供了用於例如在標測導管被用於電生理或起搏程序期間為標測導管提供支撐的裝置、系統和方法。本發明還有利地提供了用於形成和/或調整目前可用的標測導管的遠側環形部分的直徑的裝置、系統和方法。現在參看附圖，其中類似的附圖標記是指類似的元件，包括根據本發明的原理的支撐裝置的醫療系統的實施例在圖1和圖2中示出並且大體上標示為「10」。系統10大體上包括醫療裝置12，其可以聯接到控制單元14或操作控制臺。醫療裝置12可以被構造成與組織、例如與一個或多個電極16相互作用。例如，醫療裝置12可以是標測和/或起搏導管，其被構造成記錄來自心臟組織的電信號、在心臟起搏程序期間刺激組織和/或熱處理組織。雖然裝置12可以用於標測、起搏和/或熱處理，但為簡單起見，裝置12可以在本文中被稱為「標測導管」。
系統10也可包括支撐裝置20，在支撐裝置中具有管腔22。支撐裝置20可以是能夠可移除地插入到護套24或其它引導元件中的，以用於例如遞送通過患者的脈管系統至目標位置。此外，支撐裝置20可以可移動地(例如，縱向可滑動地)和/或可旋轉地設置在護套24內，使得護套24和支撐裝置20可彼此獨立地移動。標測導管12可以是能夠可移除地插入到支撐裝置20的管腔22中的。然而，如在圖6-7B中更詳細地示出和描述的，標測導管的遠側部分30(包括遠側頂端32)可以是能夠與支撐裝置23的至少一部分可移除地接合的，使得標測導管12和支撐裝置20不能彼此獨立地移動，而是作為一個單元一起被操縱、推進通過護套24並且從護套24內的第一遞送構型膨脹至護套24外部的第二膨脹構型。該標測導管12/支撐裝置20單元可以在本文中被稱為「受支撐的標測組件36」。應當理解，除了標測組織之外，受支撐的標測組件36也可以用來起搏和/或熱處理組織。
圖1的系統10示出為帶有標測導管12和支撐裝置20。圖2的系統10可以附加地包括處理裝置，例如處理導管40。作為非限制性示例，處理導管40可包括低溫球囊42，其與冷卻劑源44流體連通。另外地或備選地，處理導管40可包括球囊42，其具有一個或多個電極並且被構造成遞送一種或多種能量形式，例如射頻、超聲波、微波能量等。另外地或備選地，處理導管40可包括可膨脹的籠子、網片、籃子或除了球囊42之外的其它可膨脹元件。導管40也可包括管腔，支撐裝置20可以是能夠可移除地插入該管腔內的。導管40又可以是能夠可移除地插入護套24內的，以遞送至目標處理部位。
標測導管12、支撐裝置20和/或護套24可以與一個或多個控制機構48連通，以使裝置12、20和護套24轉向和膨脹。例如，裝置12、20和/或護套24可以與柄部50電氣和/或機械連通，如圖1和圖2所示。備選地，每個裝置12、20和護套24可以與其自己的柄部連通。此外，每個裝置12、20可以與控制單元14電氣連通，控制單元14包括一個或多個計算機52，計算機52具有一個或多個處理器53，處理器53將來自標測導管12的一個或多個信號接收、處理、存儲和/或傳遞給用戶(例如，將數據顯示在可視顯示器上和/或生成可視或可聽警報)。根據所使用的能量形式，控制單元14也可包括能量源54(例如，射頻能量源)、電流源55和可選地冷卻劑源42，它們與標測導管12和/或處理導管40(如使用)連通。
現在參看圖3A-7B，更詳細地示出了支撐裝置20。支撐裝置20可包括細長主體，其包括第一或近側至少基本上線性的部分56。近側部分56尺寸可設計為並成形為使得它可以穿過護套24或處理導管40的管腔。近側部分56可以由聚合物構成，例如生物相容性共聚物(例如，)或聚合物/硫酸鋇共混物。
支撐裝置20的細長主體還可包括第二或遠側部分58，其能夠在類似於近側部分56的第一至少基本上線性的構型(例如，如圖4A所示)和第二膨脹構型(例如，如圖4B所示)之間轉變。例如，支撐裝置20可以在近側到遠側的方向上被推進通過護套24。隨著支撐裝置20的遠側部分58離開護套24的遠側開口60，遠側部分58可以從第一至少基本上線性的構型轉變至第二膨脹構型。如圖4B-7B所示，遠側部分58可以呈現弓形形狀。作為非限制性示例，遠側部分58可以呈現如下弓形形狀，該形狀限定大約360°±大約45°的圓周(在圖5中示出為角度α2)。即，支撐裝置的遠側頂端62可以在從弓形部分的起點64起大約0°±大約45°(在圖5中示出為角度α3)內。此外，當處於第二弓形或膨脹構型時，支撐裝置20的遠側部分58可以位於基本上正交於第一部分56的縱向軸線66的平面內(如圖4B所示)。當支撐裝置20的遠側部分58處於第一至少基本上線性的構型時，近側部分56和遠側部分58可具有相同的縱向軸線66(例如，如圖4A所示)。
如圖所示，例如，在圖3A-3D中，支撐裝置20可包括一根或多根致動器線68，每根致動器線均位於支撐裝置20的壁72中的封閉通道70內。壁72可以限定或包含一個或多個通道70，而不包括任何厚度增加的區域。另一方面，如圖3A和圖3B所示，一個或多個通道70可以位於壁72的外部部分72A中(即，靠近壁72的外周邊)。壁72可以限定或包含在壁72的外部部分72A上的具有增加的壁厚的區域內的一個或多個通道70(如圖3A和圖3B所示)。對設置在壁的外部部分72A上的致動器線68的致動(例如，在致動器線68上施加拉力或造成致動器線68收縮)可以允許用戶增加支撐裝置20的遠側部分58的直徑，如在圖7A-7C中更詳細地示出和描述的。另外地或備選地，一個或多個通道70可以位於壁72的內部部分72B中(即，靠近壁72的內周邊)。壁72可以限定有或包含在壁72的內部部分72B上的具有增加的壁厚的區域內的一個或多個通道70(如圖3C和圖3D所示)。每根致動器線58的遠側部分可以附接到(例如，粘結、粘附、焊接、固定或以其它方式聯接到)例如支撐裝置遠側頂端62的內表面。每根致動器線58的近側部分可以與柄部50內的轉向機構48機械連通，以用於線68的手動控制。此外，每根致動器線可以與一個或多個處理器53連通，以用於系統10對線68的自動或半自動控制。對設置在壁的內部部分72B上的致動器線68的致動(例如，在致動器線68上施加拉力或造成致動器線68收縮)可以允許用戶減小支撐裝置的遠側部分58的直徑，如在圖7A-7C中更詳細地示出和描述的。此外，支撐裝置20可包括一個或多個通道70，該通道位於壁的內部部分72A和外部部分72B兩者中(如圖3C和圖3D所示)。應當理解，可以使用任意數量的通道70和致動器線68，並且它們可以位於內部部分72A、外部部分72B或兩者上。此外，根據支撐裝置20的遠側部分58的構型，每根致動器線58的遠側部分可以在除了遠側頂端62的頂端之外的位置附接到支撐裝置20。
遠側部分58可以由與近側部分56相同的材料構成。備選地，遠側部分58可以由具有比近側部分56材料高的硬度計硬度的諸如聚合物的材料構成。另外地或備選地，遠側部分58可包括金屬插件或環73，其增加遠側部分58的剛度。例如，插件或環73可以由鎳鈦諾構成。備選地，整個遠側部分58可以由諸如合金和聚合物的形狀記憶材料構成，該材料響應於溫度變化而從第一構型轉變至第二構型。例如，遠側部分58可以由這樣的材料構成：該材料在室溫下具有至少基本上線性的構型，並且在增加的溫度下(例如，當在患者體內的醫學程序中使用時，在周圍的血液和/或組織的溫度下)具有弓形的膨脹構型。備選地，當處於膨脹構型時，遠側部分58可具有在第一溫度下的第一外徑和在第二溫度下的第二外徑。
備選地，遠側部分58可以由這樣的材料構成：當電流穿過遠側部分58時，該材料能夠在第一構型和第二構型之間轉變。例如，傳輸至所述一個或多個電極的電能可以造成遠側部分58的溫度增加至或超出轉變溫度。該熱量可以造成遠側部分58從至少基本上線性的構型轉變至弓形的膨脹構型，和/或當處於膨脹構型時可以造成遠側部分58的外徑的變化。另外地或備選地，如下文更詳細地討論的，遠側部分58的構型和/或直徑可以使用一根或多根致動器線68來調整。
如上文所討論的，支撐裝置20的近側部分56限定由裝置的壁72完全包圍的閉合的管腔22。另一方面，支撐裝置20的遠側部分58可包括沿著遠側部分58的至少一部分的「暴露的」管腔74。如本文所用，術語「暴露的管腔」可以指裝置管腔的一部分，其中，管腔僅被裝置的壁72部分地包圍，從而在壁72中留下開口75(例如，如圖4A所示)。如下文所討論的，該暴露的管腔74可以允許標測裝置12的一個或多個電極16保持暴露且能夠接觸組織。相比之下，支撐裝置20的遠側頂端62可以限定封閉的管腔72，其完全由裝置的壁72包圍。作為非限制性示例，封閉的管腔22可以由壁72圍繞封閉的管腔22的圓周的約360°而包圍，並且暴露的管腔74可以由壁約在大約150°和大約270°之間的角度(在圖3B中示出為角度α1)包圍。
現在參看圖6-7B，示出了可移除地接合在支撐裝置內的標測導管。類似於支撐裝置20，標測導管12可以限定至少基本上線性的第一部分80和第二部分30，第二部分30能夠在當標測導管在支撐裝置內時的第一至少基本上線性的構型和當第二部分30從支撐裝置20的近側部分56的封閉的管腔22的遠側開口84穿出時的第二膨脹構型之間轉變。第二構型可以是弓形的，類似於支撐裝置20的遠側部分58的第二膨脹構型。當支撐裝置20在使用時，標測導管12的第一部分80可以設置在支撐裝置20的近側部分56的封閉的管腔22內。支撐裝置20的遠側部分58的尺寸可設計成接納標測導管12的第二部分30。此外，標測導管12的遠側頂端32可以牢固地接納在支撐裝置20的遠側頂端62的封閉的管腔22內。因此，標測導管12的第二部分30和支撐裝置20的遠側部分58可以作為一個單元(「受支撐的標測導管36」)一起在所述第一至少基本上線性的構型和所述第二膨脹構型之間轉變。
當標測導管12設置在支撐裝置20內時，支撐裝置20的第二部分30的暴露的管腔74可以允許位於標測導管12的遠側部分58處的所述一個或多個電極16保持暴露(即，不被支撐裝置20的壁72的一部分覆蓋或遮擋)。這樣，電極16可以繼續記錄標測信號和/或遞送起搏能量，而不被支撐裝置20阻礙或妨礙。
上腔靜脈(SVC)的內徑DSVC可以大於例如肺靜脈的內徑(DPV)。諸如標測導管(美敦力公司，明尼蘇達州的明尼阿波利斯(Medtronic,Inc.,Minneapolis,Minnesota))的一些標測導管可具有膨脹成弓形形狀的遠側部分，該弓形形狀的尺寸設計成與肺靜脈的內徑基本上接觸。然而，這樣的導管的遠端的尺寸可能不會被設計成足以基本上接觸SVC的內徑。
如上文所討論的，支撐裝置20的遠側部分58可以是能夠從第一至少基本上線性的構型轉變至具有弓形形狀的第二膨脹構型的。此外，弓形的遠側部分58可具有能夠調整的直徑，以適應多種標測和/或起搏目標中的任一者。當標測導管12設置在支撐裝置20內時，支撐裝置20的遠側部分58的膨脹同樣可以使標測導管12的第二部分30膨脹。暴露的管腔74中的壁72的一部分和支撐裝置遠側頂端62的封閉的管腔中的壁72可以確保當支撐裝置20的遠側部分58的直徑增加或減小時標測導管12保持牢固地設置在支撐裝置20內。例如，遠側部分58可以膨脹，直到標測導管12的第二部分30的所述一個或多個電極16與SVC的內徑基本上接觸。換句話講，受支撐的標測組件36(即，作為一個單元一同起作用的支撐裝置20和標測導管12)的遠側部分88可具有可調整的直徑，以適應一定範圍的脈管尺寸。在一個非限制性示例中，遠側部分88的外徑可以從第一直徑D1(如圖7A所示)膨脹至第二直徑D2(如圖7B所示)或收縮至第三直徑D3(如圖7C所示)。隨著遠側部分88的外徑增加，在遠側頂端62和弓形部分的起點64之間的距離和角度α3可以增加。同樣，隨著遠側部分88的外徑減小，在遠側頂端62和弓形部分的起點64之間的距離和角度α3可以減小。事實上，距離和角度α3可以減小到使得遠側頂端62可以與起點64至少部分地重疊(如圖7C所示)。
為了調整支撐裝置20的膨脹的遠側部分58和由此調整受支撐的標測組件36的遠側部分88的直徑，支撐裝置20可包括一根或多根致動器線68，每根致動器線設置在支撐裝置壁72內的封閉的通道70中(如圖3A-3D所示)。如果使用一根或多根致動器線68，支撐裝置20的近側部分56可以由具有足夠大的硬度計硬度的材料構成，以抵抗所述一根或多根致動器線68的彎曲、扭結或者說是被施加在其上的拉力的影響。即，牽拉所述一根或多根致動器線68僅可以影響支撐裝置20的遠側部分58，而不影響近側部分56。
所述一根或多根致動器線68可以類似拉線那樣被操縱。即，拉力可以施加在線68上，以實現支撐裝置20的遠側部分58的構型和/或直徑的改變。例如，在位於設置在支撐裝置壁72的內部部分72B上的通道70中的致動器線68上施加拉力可以造成支撐裝置20的遠側部分58從至少基本上線性的構型轉變至膨脹構型，或者可以造成在處於膨脹構型時遠側部分58的外徑的減小。類似地，在位於設置在支撐裝置壁72的外部部分72A上的通道70中的致動器線68上施加拉力可以造成支撐裝置20的遠側部分58從膨脹構型轉變為至少基本上線性的構型，或者可以造成在處於膨脹構型時的遠側部分58的外徑的增加。
另外地或備選地，遠側部分58的構型和/或直徑可以是能夠通過使用由諸如金屬合金或聚合物的形狀記憶材料構成的一根或多根致動器線68調整的，該材料響應於溫度變化而從第一構型轉變至第二構型。例如，所述一根或多根致動器線68可以由形狀記憶材料構成，該材料在室溫下具有中性長度，但在增加的溫度(即，超過預定轉變溫度的溫度)下，例如當在醫療程序中在患者體內使用時，在周圍的血液和/或組織的溫度下收縮。
另外地或備選地，遠側部分58的構型和/或直徑可以是能夠通過將電荷傳輸通過所述一根或多根致動器線68而調整的。例如，所述一根或多根致動器線68可以由形狀記憶合金(Dynalloy公司，加利福尼亞州塔斯廷(Dynalloy,Inc.,Tustin,California))構成，該合金可以隨著溫度增加超過預定轉變溫度而收縮。轉變溫度可以在大約140°F和大約230°F之間(在大約60℃和大約110℃之間)，當電荷被傳輸通過所述一根或多根致動器線68時，可以達到該轉變溫度。電荷可以由電流源55生成並從近側部分至遠側部分傳輸通過每根致動器線68，以便將線68加熱至轉變溫度或超出轉變溫度。這種加熱可以造成線68收縮，由此改變支撐裝置20的遠側部分58的構型和/或直徑。一旦電流通過線68的傳輸停止，線68可以冷卻至轉變溫度以下的溫度並膨脹至中性長度。作為非限制性示例，致動器線68可以收縮其中性長度的幾個百分比。
電流可以獨立於傳輸至標測導管的所述一個或多個電極16的電流而被傳輸至所述一根或多根致動器線68，其中在整個醫療手術程序期間較低的基線電流被傳輸至所述一根或多根致動器線68。相比之下，起搏能量可以在每秒幾毫秒(ms)的時期內傳輸至所述一個或多個電極16。系統10可包括第二電流源，其與所述一根或多根致動器線68連通，而第一電流源55可以與標測導管12的所述一個或多個電極16連通。另外地或備選地，可以使用單個電流源55，其與所述一根或多根線68和所述一個或多個電極16連通。在這種情況下，能量傳輸可以被調製，以使得恆定的低基線電流被傳輸至所述一根或多根致動器線68，並且起搏信號以所需的間隔和足以激勵例如膈神經的水平傳輸至所述一個或多個電極16。
現在參看圖8-10，示出了一種使用受支撐的標測組件36的方法。受支撐的標測組件36可以用來在程序期間記錄標測信號和/或遞送起搏能量至患者的心血管系統內的區域，例如上腔靜脈(SVC)，以在用於在治療心房纖顫的心臟內的冷凍消融期間監測膈神經。作為用途的非限制性示例，護套24可以推進通過患者的脈管系統至心臟的右心房。從右心房起，護套24可以向SVC內推進一段距離至靠近膈神經的目標位置(圖8)。
一旦護套24位於目標位置附近，支撐裝置20(標測導管12接合在其內，如圖1-7B中所示出和描述的)可以被推進通過護套24並離開遠側開口60。當受支撐的標測組件36(即，接合在其中的支撐裝置20和標測導管12)的遠側部分88在護套24內時，支撐裝置20和標測導管12的遠側部分58、30可以處於第一遞送或至少基本上線性的構型。當受支撐的標測組件36的遠側部分88被推進超過並離開護套24的遠側開口60時，支撐裝置20和標測導管12的遠側部分58、30可以處於具有弓形形狀的第二膨脹構型(圖9)。
初始地，標測組件的遠側部分88可具有第一外徑D1(例如，如圖7A所示)。然而，外徑D1可以小於SVC的內徑DSVC，並且因此，標測導管12的所述一個或多個電極16可能不與SVC接觸。為了解決這個問題，受支撐的標測組件88的遠側部分88可以膨脹至在第一外徑D1和最大可能外徑之間的任何外徑。例如，遠側部分88可以從第一直徑D1膨脹至擴大的第二外徑D2，第二外徑足以使所述一個或多個電極16放置成在靠近膈神經的一部分(例如左膈神經)的位置處與SVC的內周接觸(例如，如圖7B和圖10所示)。此外，遠側部分88可以從第一直徑D1或第二直徑D2收縮至第三直徑D3，以用於在患者的脈管系統的脈管中使用，該脈管具有例如小於典型的肺靜脈的內徑的內徑。可以使用例如一根或多根致動器線68來實現遠側部分88的外徑的膨脹，如上文所示出和描述的。相比標測導管12的遠側部分82，支撐裝置20的遠側部分58可以更硬或者可具有更高的硬度計硬度。因此，在支撐裝置20的遠側部分58的構型和/或直徑中的任何調整或變化都可以造成標測導管12的遠側部分82的構型和/或直徑中的相同變化。
雖然未示出，但應當理解，在圖8-10中示出和描述的相同方法也可以用於包括處理導管40的系統，例如圖2中示出和描述的系統10。
本領域的技術人員應理解，本發明不限於上文已特定示出和描述的內容。此外，除非上面提到為相反，應當指出，所有的附圖都不是按比例的。在不脫離僅由所附權利要求限制的本發明的範圍和精神的情況下，根據上述教導，多種修改和變型是可能的。