血管內神經監測裝置及相關的系統和方法

2023-05-19 00:36:11 2

血管內神經監測裝置及相關的系統和方法
【專利摘要】本文中公開血管內神經監測裝置及相關的系統和方法。根據本技術的一個【具體實施方式】設置的神經監測系統可包括具有近端部分和遠端部分的杆以及在遠端部分的神經監測組裝件。該杆設置用以將遠端部分血管內地安置在治療部位。該神經監測組裝件可包括雙極刺激電極陣列以及被置於該雙極刺激電極組裝件的遠端的雙極記錄電極陣列。
【專利說明】血管內神經監測裝置及相關的系統和方法
[0001] 相關申請的交叉引用
[0002] 本申請要求2011年11月7日提交的美國臨時申請61/556, 776的權益和優先權， 通過援引它的全文併入本文中。

【技術領域】
[0003] 本技術概括地涉及神經監測裝置及相關的系統和方法。具體地，幾個實施方式指 向血管內腎神經監測裝置及相關的系統和方法。

【背景技術】
[0004] 交感神經系統（SNS)為典型地與應激反應相關的主要非自主身體控制系統。SNS 的纖維使人體的幾乎每一器官系統中的組織受神經支配並且可影響諸如瞳孔直徑、腸能動 性及尿排出量的特徵。這樣的調節可適用於維持動態平衡或使身體對環境因素作出快速反 應做好準備。然而，SNS的慢性激活是可驅動多種疾病狀態的進展的普遍適應不良性反應。 尤其是，腎SNS的過度激活已根據試驗並在人類中被確認為高血壓、容量超負荷狀態（例如 心力衰竭）和進行性腎病的複雜病理生理學的可能促成因素。容量負荷過重狀態（諸如心 髒衰竭）及進行性腎病的複雜病理生理學。例如，放射性示蹤劑稀釋已表明，在原發性高血 壓患者中，腎去甲腎上腺素（NE)溢出率增大。
[0005] 心-腎交感神經過度活動在心力衰竭患者中可特別顯著。例如，在這些患者中常 觀察到從心臟及腎臟至血漿的NE溢出增大。增高的SNS激活通常表徵慢性及晚期腎病。在 晚期腎病患者中，高於中值的NE血漿水平已被證實可預示心血管疾病及若干死亡的原因。 對於患有糖尿病性腎病或造影劑腎病的患者而言也是如此。有證據表明，起源於病變腎臟 的感覺傳入信號是引發並保持升高的中樞交感流出的主要促成因素。
[0006] 支配腎臟的交感神經終止於血管、腎小球旁器及腎小管中。刺激腎交感神經可導 致腎素釋放增加、鈉（Na+)重吸收增加及腎血流量減少。腎功能的這些神經調製組元在以升 高的交感緊張為特徵的疾病狀態中受到相當大的刺激，並且可能促成高血壓患者中的血壓 升高。因腎交感傳出刺激所致的腎血流量和腎小球濾過率的降低可能是心-腎症候群中腎 功能喪失（即作為慢性心力衰竭的進行性併發症的腎功能障礙）的基礎。阻撓腎傳出交感 刺激的後果的藥理學策略包括中樞作用的抗交感神經藥、β阻滯藥（旨在降低腎素釋放）、 血管緊張素轉化酶抑制劑和受體阻滯藥（旨在阻滯繼腎素釋放之後發生的血管緊張素II 動作和醛固酮激活）和利尿劑（旨在抵消腎交感介導的鈉和水瀦留）。然而，這些藥理學策 略具有明顯的局限，包括有限的效能、順應性問題、副作用等。近來，已表明，通過向腎動脈 中的目標部位施加能量場（例如，通過射頻消融或者冷凍療法冷卻）來降低交感神經活動 的血管內裝置會降低患有治療抗性高血壓的患者中的血壓。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0007] 參考以下附圖可以更好地理解本公開的多個方面。附圖中的部件不一定按比例。 實際上，重在明確說明本公開的原理。此外，在某些視圖中，部件可以顯示為透明的，僅僅是 為了清楚的說明，而不表示所示的部件一定是透明的。
[0008] 圖1顯示根據本技術的一個實施方式設置的神經調製系統。
[0009] 圖2A顯示用根據本技術的一個實施方式的神經調製系統調製腎神經。
[0010] 圖3A是根據本技術的一個實施方式設置的電極組裝件的放大的等角視圖。
[0011] 圖3B是根據本技術的一個實施方式在腎動脈內的治療裝置的遠端部分的放大部 分示意圖。
[0012] 圖4A是根據本技術的另一個實施方式設置的電極組裝件的放大等角視圖。
[0013] 圖4B是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈的治療裝置的遠端部分的放大部 分示意圖。
[0014] 圖4C是根據本技術的又一個實施方式在腎動脈內的治療裝置的遠端部分的放大 部分示意圖。
[0015] 圖5根據本技術的另一個實施方式在腎動脈內的治療裝置的遠端部分的放大部 分示意側視圖。
[0016] 圖6是根據本技術的又一個實施方式在腎動脈內的治療裝置的遠端部分的放大 側視圖。
[0017] 圖7是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈內的治療裝置的遠端部分的放大 側視圖。
[0018] 圖8是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈的治療裝置的遠端部分的放大側 視圖。
[0019] 圖9A說明根據本技術的一個實施方式血管內監測神經活動的方法的方塊圖。
[0020] 圖9B說明根據本技術的另一個實施方式血管內監測神經活動的方法的方塊圖。
[0021] 圖10是交感神經系統（SNS)以及腦如何通過SNS與身體交流的概念圖。
[0022] 圖11是分布於左腎的神經形成圍繞左腎動脈的腎叢的放大解剖圖。
[0023] 圖12和13分別提供人體的解剖圖和概念圖，描繪腦與腎臟之間的神經傳出和傳 入交流。
[0024] 圖14和15是分別顯示人的動脈脈管系統和靜脈脈管系統的解剖圖。

【具體實施方式】
[0025] 本技術指向用於在外科手術期間監測神經活動以測定電誘導的和/或熱誘導的 神經調製的效果（即，使神經纖維惰性或者不活動或者完全或部分地降低功能）的裝置、系 統和方法。參照圖1-15以下描述本技術的若干實施方式的具體細節。描述的多個實施方 式是雖然以下關於用於血管內監測腎神經活動的裝置、系統和方法，但是除了本文中所述 那些之外的其他應用（例如，監測位於鄰近脈管系統的其它位置處的神經）及其他實施方 式也在本技術的範圍內。此外，本技術的若干其他實施方式可具有與本文中所述那些不同 的結構、部件或步驟。因此，本領域技術人員可相應地理解該技術可具有含有其他要素的其 他實施方式，或者該技術可具有不含有參照圖1-15以下所述和所示的若干特徵的其他實 施方式。
[0026] 在本文中使用時，術語"遠端的"和"近端的"定義相對於治療臨床醫師或臨床醫 師的控制裝置（例如，手柄組裝件）的位置或方向。"遠端的"或"遠端地"可以是指遠離臨 床醫師或臨床醫師的控制裝置的位置或方向。"近端的"和"近端地"可以是指接近或者朝 向臨床醫師或臨床醫師的控制裝置的位置或方向。
[0027] I.腎神經調製
[0028] 腎神經調製使神經支配腎臟的神經部分或完全喪失能力或以其它方式進行有效 破壞。尤其是，腎神經調製包含抑制、減少及/或阻斷沿神經支配腎臟的神經纖維（亦即傳 出及/或傳入神經纖維）的神經通信。喪失能力可為長期（例如永久性或歷時數月、數年 或數十年的時間）或短期的（例如歷時數分鐘、數小時、數天或數周的時間）。預期腎神經 調製可有效治療特徵為總體交感神經活性增加的若干臨床病狀，且尤其是與中樞交感神經 過度刺激相關聯的病況，諸如高血壓、心臟衰竭、急性心肌梗塞、代謝症候群、胰島素抗性、 糖尿病、左心室肥大、慢性及晚期腎病、心臟衰竭中的不當體液滯留、心-腎症候群及猝死。 傳入神經信號減少對交感神經張力/傳動全身性減少有貢獻，且預期腎神經調製適用於治 療與全身性交感神過度活性或亢進相關聯的若干病況。腎神經調製可潛在地有益於受交感 神經神經支配的各種器官及身體結構。例如，中樞交感神經傳動減少可降低折磨代謝症候 群及II型糖尿病患者的胰島素抗性。另外，骨質疏鬆症可由交感神經活化且可得益於伴隨 腎神經調製的交感神經傳動下調。
[0029] 可使用各種技術使神經路徑（諸如神經支配腎臟的神經路徑）部分或完全喪失能 力。向組織有目的地施加能量（例如電能、熱能）可誘發腎動脈局部區域及緊密地位於腎 動脈外膜內或與其相鄰的腎叢相鄰區域上的一或多種可取的熱加熱效應。對該熱性加熱和 冷卻效應的有目的的應用可沿整個腎叢或其一部分達成神經調製作用。
[0030] II.神經調製系統的詵定的實施方式
[0031] 圖1顯示根據本技術的一個實施方式設置的神經調製系統10 ("系統10")。系統 10包括可操作地耦接至能量源或控制臺26 (例如，RF能量發生器、冷療控制臺）的血管內 治療裝置12。在圖1所示的實施例中，治療裝置12 (例如導管）包括具有近端部分18的延 伸杆16,位於近端部分18的近端區的手柄34,以及相對於近端部分18向遠端延伸的遠端 部分20。治療裝置12還包括在杆16的遠端部分20處的治療段21 (示意性地顯示）。治 療段21可包括設置用以被血管內遞送至脈管系統內的治療部位（例如，腎動脈）的神經調 制組裝件21a和/或神經監測組裝件21b。神經調製組裝件21a (示意性地顯示）可包括， 例如，設置用以提供RF或其它形式的能量的一個或多個能量傳遞元件（例如，電極），設置 用以提供冷療法冷卻的冷卻組裝件，和/或設置用以向治療部位傳遞治療有效的神經調製 能量的其它特徵部件。神經監測組裝件21b (示意性地顯示）可包括設置用以刺激鄰近治 療部位的神經和/或記錄所致的神經活動的電極。
[0032] 治療段21可被設置處於遞送狀態（例如，低輪廓（low profile)排布）以方便治 療段的遞送（例如，插入）、移去，以及在某些實施方式中，治療段21在治療部位的重新配 置。當遞送至治療部位時，治療段21可以被移動或者轉變至展開狀態（例如，擴展的排布） 用於在治療部位傳遞能量並提供治療有效的電誘導的和/或熱誘導的腎神經調製。在一些 實施方式中，治療段21可以通過遠程致動如通過致動器36例如由手柄34承載的旋鈕、銷 或操縱杆被安置或轉變成展開狀態。然而，在其它實施方式中，利用其它適合的機構或技 術，治療段21可以在遞送狀態和展開狀態之間轉變。如以下更詳細的論述，神經調製組裝 件21a可以與神經監測組裝件21b集成並且可提供神經活動的反饋以核實神經調製組裝件 21a提供了治療有效的神經調製。在其它實施方式中，神經監測組裝件21b和神經調製組裝 件21a可以是分開的裝置（例如，每個連接到它自身的導管杆），於是神經監測組裝件21b 可以獨立於神經調製組裝件21a被遞送至治療部位用於在神經調製之前、期間和/或之後 進行神經監測。
[0033] 治療段21的近端末端被支撐或附連到延伸杆16的遠端部分20。治療段21的遠 端末端可以以例如防止損傷的經圓整的頂端或蓋帽的形式終止。可替換的是，治療段21的 遠端末端可以設置用以接合系統10或治療裝置12的另一個元件。例如，治療段21的遠端 末端可以界定用於接合導絲（未示出）的通道，用於遞送採用整體交換（"0TW")或快速 交換（"RX")技術的治療裝置。
[0034] 能量源或控制臺26可以設置用以產生通過治療段21向治療部位傳遞的能量的選 定形式和量。例如，能量源26可以包括設置用以向治療段21提供RF和/或其它形式能量 的發生器。在其它實施方式中，能量源26可被設置為低溫控制臺設置用以將冷凍劑傳遞至 治療段21。在其它實施方式中，能量源26可以將其它形式的治療有效的神經調製傳遞至治 療段21(例如，超聲能量、高強度聚焦超聲（"HIFU")、微波能量、光能量、直接熱、化學品 (藥物或其它試劑））。控制機構，例如腳踏板32,可以被連接（例如，氣動地連接或電氣地 連接）到控制臺從而容許操作者啟動、終止以及任選地調整能量發生器的各種操作特徵， 各種操作特徵包括但不限於，能量傳送。系統10還可包括可被定位在無菌區中並被可操作 地連接到治療段21的遙控裝置（未示出）。遙控裝置設置用以允許治療段21的選擇性激 活。在其它實施方式中，遙控裝置可以被構建在手柄組裝件34中。能量源26可以設置用以 通過自動化控制算法30和/或在臨床醫生的控制下傳遞治療能量。此外，能量源26可包 括一種或多種評估或反饋算法31從而在治療之前、期間和/或之後向臨床醫生提供反饋。
[0035] 能量源26還可以包括處理電路，例如微處理器和顯示器33(例如，監視器）。處理 電路可以設置用以執行與控制算法30相關的貯存指令。例如，能量源26可以設置用以與 治療裝置12 (例如，通過電纜28)通信從而控制神經調製組裝件21a和/或發送信號至神 經監測組裝件21b或者從神經監測組裝件21b接收信號。顯示器33可以設置用以提供諸 如音頻、視頻或其它指示等能量水平的指示或者傳感器數據，或者可以設置用以向另一個 裝置傳遞信息。例如，控制臺26還可以設置用以可操作地連接到導管實驗室屏幕或系統用 於顯示治療信息，例如在治療之前和之後的神經活動。
[0036] 圖2顯示用系統10的一個實施方式調製腎神經。治療裝置12提供通向腎叢RP 的通路，經由血管內路徑P，例如股動脈（如圖示）、臂動脈、橈動脈或腋動脈中的經皮進入 部位至各自腎動脈RA內的目標治療部位。如所示，杆16的近端部分18的一段暴露於患 者外部。通過從血管內路徑P外部操縱杆16的近端部分18,臨床醫師可使杆16經由有時 彎曲的血管內路徑P前進並遠程操縱杆16的遠端部分20。影像引導，例如，計算機斷層攝 影（CT)、螢光透視、血管內超音波（IVUS)、光學相干斷層攝影（0CT)或另一種適合的引導模 態或其組合可用以幫助臨床醫師的操縱。另外，在一些實施方式中，影像引導部件（例如 IVUS、0CT)可被納入治療裝置12本身中。
[0037] 在治療段21被適當地安置在腎動脈RA中之後，利用手柄34或其它適合的手段， 可以將它徑向擴展或者展開直至神經調製組裝件21a(圖1)被安置在它的目標部位並且神 經監測組裝件21b(圖1)與腎動脈RA的內壁穩定接觸。然後，將來自神經調製組裝件21b 的能量有目的地施加於組織以誘發一種或多種期望的神經調製效應作用於腎動脈的局部 區域以及腎叢RP的毗鄰區域，該腎叢RP的毗鄰區域緊密地處於腎動脈RA的外膜之內，田比 鄰或者緊鄰腎動脈RA的外膜。能量的有目的施用可以沿著腎叢RP的全部或至少一部分實 現神經調製。在施加能量之前、期間和/或之後，神經監測組裝件可以刺激並記錄穿過腎動 脈壁的神經活動以確定治療是否已實現足夠的神經調製。
[0038] III.神經監測裝置和系統
[0039] 圖3A是根據本技術的一個實施方式設置的電極陣列或組裝件300的放大等角視 圖。電極組裝件300可以是神經監測組裝件（例如，以上參考圖1和2描述的治療裝置12 的神經監測組裝件21b)的向神經纖維提供刺激和/或記錄神經活動的部件。如圖3A中所 示，電極組裝件300可包括第一環路電極或導體302a，以及與第一環路電極302a電隔離並 被置於延長導管杆306的遠端部分312處的第二環路電極或導體302b (被統稱為環路電極 302)。在所示的實施方式中，兩個環路電極302形成大體上的圓環形。然而，術語"環路電 極"在本文中使用時應該廣義地理解為包括具有設置用以接觸脈管內壁的至少一部分的其 它形狀的電極302。在各種實施方式中，第一環路電極302a可以是陽極，另一個環路電極 302可以是陰極，絕緣部分304可以將陽極與陰極環路電極302彼此電隔離並且將環路電極 302彼此側向分隔。例如，第一環路電極302a的遠端末端和第二環路電極302b的近端末端 可以終結在絕緣部分304的一部分處或之內，並且該絕緣部分304可以使環路電極302彼 此分隔約3mm至約5mm。在其它實施方式中，環路電極302可以被更接近或者更遠地分隔 開。在各種實施方式中，可以選擇環路電極302之間的間隔（例如，由絕緣部分304提供） 以增強記錄神經活動（例如，delta纖維和/或C-纖維）的信噪比。例如，第一和第二環 路電極302a和302b可以彼此間隔開約5mm用於記錄來自delta纖維的動作電位，並且可 以以彼此更遠的間隔被安置用以記錄C-纖維。
[0040] 當第一和第二環路電極302a和302b被設置為陽極和陰極時，電極組裝件300可 以向鄰近脈管中的目標位點處的神經（例如，鄰近腎動脈的腎神經）傳遞雙極刺激，或者對 鄰近該目標位點的神經活動提供雙極記錄。例如，根據本技術的一個實施方式設置的神經 監測裝置可以包括兩個電極組裝件300 :設置用以刺激神經的第一電極組裝件，以及第二 電極組裝件，該第二電極組裝件沿著脈管系統與第一電極組裝件分隔開並設置用以測量由 第一電極組裝件的刺激所致的神經的動作電位。動作電位是在活動期間（例如，由來自第 一電極組裝件的刺激誘導的）在神經細胞中形成的電活動。
[0041] 環路電極302可具有與目標脈管的內直徑至少相等的外直徑，以及在一些情況 中，大於（例如，1.5倍於）目標脈管的內直徑。例如，在設置用以適合置於內直徑約3mm 至約10mm的腎動脈內的實施方式中，環路電極302可以具有3mm至15mm(例如，6mm、8mm、 10mm等）的外直徑。在其它實施方式中，環路電極302可被調整尺寸以接觸其它脈管（例 如，主動脈）的內壁。
[0042] 每個環路電極302可以由界定電極302的不同的形狀記憶絲製得。形狀記憶絲容 許環路電極302在血管內遞送至目標脈管期間以低輪廓遞送狀態被安置，並與目標脈管的 縱軸橫交地（transverse)打開至擴展或展開狀態（示於圖3A中）。例如，環路電極302可 以由鎳鈦諾絲製得，並可在遞送至目標脈管時自膨脹至預定義的形狀。在各種實施方式中， 形狀記憶材料可以被塗布（例如，濺射塗布）金、鉬、鉬銥和/或其它適合的材料。可以選擇 塗層以實質地優化電極組裝件300的阻抗和/或增強由電極組裝件300記錄的信噪比。在 其它實施方式中，環路電極302可以由其它適合的材料（例如，鉬、金、鉬銥、不鏽鋼、鋁等） 製成。可以改變每個環路電極302的絲厚度，從而環路電極302在神經監測期間足夠穩定以 保持它的形狀，而又足夠柔性容許以低輪廓排布血管內遞送至外周血管（例如，腎血管）。 在一個實施方式中，例如，每個環路電極302的絲可以具有約0.006英寸（0.152mm)的厚 度。在其它實施方式中，電極絲可以更大（例如，0.012英寸（0.305mm))或者更小。
[0043] 電極組裝件300的每個環路電極302可具有暴露的遠管腔（abluminal)表面 308 (例如，在神經監測期間鄰近管壁的外表面）傳遞和/或接收電信號至鄰近目標脈管的 神經纖維，以及隔離的遠管腔或管腔表面310 (例如，遠離管壁並朝向由目標脈管形成的管 腔的內表面）以降低流經目標脈管的血流可使環路電極302短路的可能性。利用具有高介 電常數、強粘附性以免在遞送期間被擦除、適合於血管內使用的生物相容性和/或其它適 合特徵的塗層，管腔表面310可以被絕緣。
[0044] 如前所述，可以選擇電極組裝件300的總暴露遠管腔表面308以增強電極組裝件 300的信噪比。在各種不同的實施方式中，例如，取決於環路電極302的外直徑和每個環路 電極302的絲直徑，可以設置電極組裝件300以具有約4-20mm 2 (0. 006-0. 031 in2)的暴露的 遠管腔表面積。例如，由具有0.012英寸（0.305mm)的絲直徑和8mm的外直徑的兩個環路 電極302製成的電極組裝件可以具有約12_ 2的總暴露的表面積。然而，在其它實施方式 中，環路電極302可以由具有不同厚度的絲製成，和/或環路電極302可以具有較小或較大 的外直徑。
[0045] 電極組裝件300可以在神經調製之前和/或之後被血管內遞送至治療部位。杆306 的遠端部分312 (例如，具有約10em至25em的長度）可以由各種柔性聚合物材料例如聚乙 烯嵌段醯胺共聚物（例如，PEBAX?，可從法國的Arkema獲得）、高密度聚乙烯（HDPE)、尼 龍、聚醯亞胺和/或其它適合的材料製成，以便於導航穿過彎曲的脈管系統。遠端部分312 還可包括由聚合物材料構成的編織加強物以改進柱強度（column strength)、扭矩並減少 紐結。杆306的近端部分313 (例如，圖1和2的杆16的近端部分18)可以比遠端部分312 更堅硬，並因此可傳遞力以使杆306移動穿過脈管系統到達目標部位（例如，鄰近腎動脈）。 近端部分313可以由PEBAX?、HDPE、低密度聚乙烯（LDPE)、尼龍、聚醯亞胺、尼龍、鎳鈦諾、 不鏽鋼副管（hypotube)和/或其它適合的材料製成。在各種實施方式中，電極組裝件300 的遠端末端部分可以包括防止損傷的頂端，在電極組裝件300處於遞送狀態時，隨著電極 組裝件300前進穿過脈管系統並展開在目標部位，減少對管壁的損傷。此防止損傷的頂端 材料可以由各種軟材料例如PEBAX?、LDPE、其它聚合物和/或其它適合的材料製成。遠 端頂端還可以包括射線不透明的頂端標記（與環路電極302電隔離）以提供在螢光透視下 遠端頂端的可視化。
[0046] 信號線311 (分別被稱為第一信號線311a和第二信號線311b ;以虛線顯示）可以 被可操作地連接到電極組裝件300以驅動神經刺激，記錄神經活動和/或向環路電極302 提供信號。信號線311，例如，可以被熔焊（welded)，釺焊（soldered)，夾壓和/或連接到杆 306。第一信號線311a的遠端部分可以被可操作地連接到第一環路電極302a，第二信號線 311b的遠端部分可以被可操作地連接到第二環路電極302b。信號線311可以延伸穿過杆 306到達杆的近端末端，其中信號線311可以可操作地連接到適合用於神經刺激的信號處 理控制臺（例如，圖1的控制臺26)。在各種實施方式中，例如，一個或多個電極組裝件300 可以可操作地連接到由佛羅裡達州傑克遜維爾的Medtronic Xomed提供的NIM-Response 神經完整性監測儀（"NIM")，其利用對神經活動的視覺和/或聽覺指示提供手術期間中 的神經監測性能。
[0047] 圖3B是根據本技術的一個實施方式設置並安置在腎動脈RA內的治療裝置350的 遠端部分的放大部分示意側視圖。治療裝置350可包括與以上參考圖1和2描述的治療裝 置12的特徵部件大體上相似的特徵部件，並且可以是包括與圖1和2的神經調製系統10 的那些大體上相似的特徵部件的神經調製系統的部件。例如，治療裝置350的遠端部分包 括神經調製組裝件320 (示意性地顯示）和神經監測組裝件330。神經調製組裝件320可以 是幾乎任何適合的能量傳遞裝置設置用以引起治療有效的神經調製，如冷療法導管，或者 單-或多-電極神經調製裝置。在所示的實施方式中，神經調製組裝件320可操作地耦接 到並安置在以上參考圖3A描述的兩個電極組裝件300(分別標識為第一電極組裝件300a 和第二電極組裝件300b)之間，共同界定神經監測組裝件330。在其它實施方式中，神經調 制組裝件320和神經監測組裝件330可以是獨立運行的裝置，可獨立地被遞送至目標部位 (例如，在腎動脈內）。例如，在第二電極組裝件300b的一些實施方式中，神經調製組裝件 320和第一電極組裝件300a被連接到分開的導管杆（例如，圖1的杆16)並相繼地被遞送 至目標部位以提供與圖3B中所示的相似的結構。在其它實施方式中，第一和第二電極組裝 件300a和300b可以被集成地彼此耦接並在神經調製之前和/或之後被遞送至目標部位。
[0048] 神經監測組裝件330可以設置用以刺激在第一電極組裝件300a近端的腎叢RP 並且記錄在第二電極組裝件300b遠端的神經活動。可以將第一電極組裝件300a從腎動 脈RA 口向內安置（例如，約lcm(0.393英寸）其中可以將腎神經在自腎動脈RA起遠離約 6mm (2. 362英寸）處安置），於是腎神經足夠接近腎動脈RA的表面從而接收來自第一電極 組裝件300a的刺激。第二電極組裝件300b可以被安置在第一電極組裝件300a的遠端，更 接近於腎動脈RA的分叉處（例如，其中腎神經可以位於自腎動脈RA的表面起約2mm (0. 787 英寸）處），於是腎神經足夠接近第二電極組裝件300b以便它記錄神經活動（即，動作電 位）。因此，第二電極組裝件300b可以被設置具有足夠低的阻抗以記錄來自於腎動脈RA 或其它管壁外部至少2mm(0. 787英寸）的神經活動。在其它實施方式中，第二電極組裝件 300b可以設置用以記錄來自距離管壁外部大於2mm(0. 787英寸）的和/或更接近管壁的神 經的神經活動。在其它實施方式中，第二電極組裝件300b可以設置用以提供刺激，並且第 一電極組裝件300a可以設置用以記錄所得的神經活動。
[0049] 第一和第二電極組裝件300a和300b可以彼此間隔足夠遠，從而與來自第一電極 組裝件300a的雙極刺激相關的信號偽跡，其小於由單極刺激可產生的，實質上不掩蓋或 者幹擾在第二電極組裝件300b被記錄的信號。在第二電極組裝件300b信號偽跡的量度 至少部分地取決於神經纖維的傳導速率以及刺激電極與記錄電極之間的間隔。C-纖維和 delta-纖維，例如在神經中發現的那些，具有相對低的傳導速率（例如，對C-纖維而言不大 於2m/s，而對delta纖維而言約3-13m/s)。於是，當第二電極組裝件300b被設置用以記錄 腎神經活動時，可以將第二電極組裝件300b沿著腎動脈RA的軸在自第一電極組裝件300a 起側向相距至少5mm (例如，10mm，15mm等）處安置以減少由第二電極組裝件300b記錄的信 號偽跡。在其它實施方式中，第一和第二電極組裝件300a和300b可以沿著腎動脈RA和/ 或其它血管的軸彼此間隔不同的距離（例如，間隔約5-30mm，間隔10-20mm)。在其它實施 方式中，可以將至少一個電極組裝件300安置在腎動脈RA外部。例如，在一些實施方式中， 可以將第二電極組裝件300b安置在腎動脈RA中以記錄神經活動，並可以將第一電極組裝 件300a安置在脈管系統內的可將刺激遞送至腎神經的其它位置（例如，在主動脈中，在腎 動脈RA 口處等）。在其它實施方式中，第一電極組裝件300a可以設置用以從人體外部的位 置刺激神經（例如，在腦幹），並且第二電極組裝件300b可以設置用以記錄在腎動脈RA內 的或鄰近腎動脈RA的部位處所得的神經活動。在其它實施方式中，電極組裝件300可以設 置用以安置在其它適合的位置用於刺激和記錄神經活動。
[0050] 在各種實施方式中，第一電極組裝件300a可以設置用以提供雙相和雙極刺激。第 二環路電極302bi (即，最接近記錄/第二電極組裝件302b的電極）可以是陰極和第一環 路電極302&1，陽極。在一些實施方式中，利用在杆306的近端部分313(圖3A)處的發電機 (例如，NM和/或其它適合的控制臺），第一電極組裝件300a可以以20mA至30mA量級的 電流刺激腎神經。例如，可以設置發生器從而第一電極組裝件300a以約100-1，000μ s的 脈衝寬度傳遞約20mA，20Hz波信號。在其它實施方式中，第一電極組裝件300a可以傳遞具 有不同的強度、較高或較低的頻率、不同的形狀和/或其它脈衝寬度的信號。可以選擇第一 電極組裝件300a的暴露的表面積（例如，基於環直徑、絲直徑和任何絕緣塗層），於是電流 密度足夠高以刺激近端神經纖維而基本上不破壞動脈壁的完整性。在其它實施方式中，第 一電極組裝件300a可以遞送或多或少的刺激。
[0051] 第二電極組裝件300b可以設置用以對由第一電極組裝件300a誘導的刺激所致的 神經活動提供雙極記錄。因此，第一環路電極302a 2可以是陽極或陰極之一，第二環路電極 302132可以是陽極和陰極中的另一個。第二電極組裝件300b可以收集與腎神經活動相關的 相對小的動作電位（例如，0. 5 μ V至1. 5 μ V的動作電位），並且可以對相對小的信號（例 如，0. 1 μ V)靈敏以區分神經刺激與噪音。為了收集小動作電位並區分神經活動與噪音（例 如，信號偽跡、近端肌肉纖維的動作電位等），第二電極組裝件300b可以設置用以記錄可進 行平均的多個樣本（例如，利用NIM或其它適合的控制臺）。在一個實施方式中，例如，第二 電極組裝件300b可以在12秒內對160個樣本進行平均以識別神經活動。在其它實施方式 中，可以對或多或少的樣本進行平均以識別神經活動。
[0052] 如圖3B中所示，第一和第二電極組裝件300a和300b以及神經調製組裝件320可 以與相同杆306的遠端部分312相連從而神經監測組裝件330和神經調製組裝件320可以 作為組合件被遞送至目標部位。在一個實施方式中，例如，神經調製組裝件320包括連接在 第一和第二電極組裝件300a和300b之間的神經調製環路電極。第一和第二電極組裝件 300a和300b可以比神經調製環路電極更具剛性從而電極組裝件300在腎動脈RA中基本上 保持平面狀並提供與動脈壁足夠的接觸以刺激神經並記錄所致的神經活動。神經調製環路 電極可以更具撓性，容許當第一和第二電極組裝件300a和300b由於自擴展保持錨定於腎 動脈RA時在展開於目標部位期間它被牽拉成螺旋形或螺絲錐狀結構。在其它實施方式中， 每個電極組裝件300和/或神經調製組裝件320可以與分離的杆相連並獨立地被遞送至目 標部位。
[0053] 在各種的實施方式中，神經監測組裝件330 (與神經調製組裝件320相連或者獨 立）可以通過遞送套管（未示出）被血管內遞送至腎動脈RA或其它外周血管。遞送套管 可以沿著杆306的長度延伸，並且可以由PEBAX?、尼龍、HDPE、LDPE、聚醯亞胺和/或其它 用於導航脈管系統的適合材料製成。遞送套管可以包覆電極組裝件300從而它們以適合於 行進穿過脈管系統的低輪廓的遞送狀態被安置。在腎動脈RA，遞送套管可以相對於電極組 裝件300移動（例如，套管可以被撤回或者電極組裝件300可以被推進）從而從套管300 暴露出電極組裝件300。這容許電極組裝件300展開（例如，自擴展）成擴展狀態，其中環 路電極302的遠管腔表面308接觸動脈壁。在其它實施方式中，遞送套管沒有被集成至神 經監測組裝件330,並且通過引導導管通過導絲被推進至治療部位。在此實施方式中，遞送 套管可以由容許它穿過彎曲脈管的撓性軟材料製成。一旦遞送套管處於腎動脈RA中的目 標部位，電極組裝件300可以被安置在遞送套管的近端開口中並被遠端推進至治療部位， 其中通過使遞送套管與電極組裝件300相對於彼此移動它們可以被展開成擴展狀態。
[0054] 如圖3B中所示，在擴展狀態，改變第一和第二電極組裝件300a和300b的環路電 極302的尺寸以壓緊或者接觸腎動脈RA的內壁。例如，環路電極302在擴展狀態可以具有 8mm (0. 314英寸）的外直徑從而環路電極302的遠管腔表面308充分地接觸典型的腎動脈 RA的內壁（例如，典型地具有4-8mm(0. 157-0. 314英寸）的內直徑）。在其它實施方式中， 環路電極302的外直徑可以較大或較小以適當地接觸相鄰的管壁。在通過第一電極組裝件 300a將電流（例如，20-30mA)近端遞送至治療部位並在第二電極組裝件300b記錄所致的 神經活動進行神經調製之前，神經監測系統330可以首先實時監測神經活動。第一電極組 裝件300a的第一和第二環路電極302?和302bi可以分別被可操作地連接到第一和第二 信號線311?和311bi以提供雙極刺激，並且第二電極組裝件300b的第一和第二環路電極 302a 2和302b2可以分別被可操作地連接到兩根分離的信號線311a2和311b 2以提供雙極記 錄，反之亦然。由於環路電極302的遠管腔表面308被完全暴露，第一電極組裝件300a可以 將刺激遞送至圍繞腎動脈RA的全周緣處的神經。無論圍繞腎動脈RA的周緣的神經方向， 暴露的遠管腔表面308還容許第二電極組裝件300b捕獲神經活動。環路電極302的隔離 的管腔表面310使流經腎動脈RA的血液與電極組裝件300隔離以免電極環路302之間短 路。利用與杆306的近端部分（圖3A)相連的控制臺（例如，NM)，記錄可以被可視化。
[0055] 然後，神經調製組裝件320可以將能量場施加於目標部位從而導致電誘導的和/ 或熱誘導的腎臟的部分或完全去神經（例如，利用電極或冷療法裝置）。神經監測組裝件 330可以再次刺激並記錄神經活動以確定是否發生足夠的神經調製。若神經監測組裝件 330指示存在比期望的更高水平的神經活動，神經調製組裝件320可以再次施加能量場以 實施神經調製。供給電流、記錄所得的神經活動並向治療部位施加神經調製的此過程可以 重複進行直至實現期望的神經損傷。在一些實施方式中，例如當神經調製組裝件320利用 冷療法冷卻對腎臟去神經時，神經監測組裝件330還可以記錄在去神經期間的神經活動。 一旦在治療部位神經監測完成，遞送套管可以被再次推進到電極組裝件300上和/或電極 組裝件300可以被撤回入遞送套管中，由此使電極組裝件300移動返回至遞送狀態以便從 患者移去。
[0056] 在其它實施方式中，神經監測組裝件330可以可操作地連接到神經調製組裝件 320從而神經監測和神經調製可以作為預先設定的程序的部分自動運行。在其它實施方式 中，神經監測組裝件330沒有被安置在神經調製組裝件320的周圍，相反，在通過神經調製 組裝件320進行神經調製之前和/或之後，分離地被遞送至治療部位。
[0057] 在各種實施方式中，第一和第二電極組裝件300a和300b可以在神經調製之後被 遞送以確認已發生期望的神經調製。例如，在神經調製步驟期間，在發生神經調製後的短時 間（例如，在神經調製後5分鐘），兩個電極組裝件300可以作為分離的部件或者作為集成 的組合件鄰近近端治療部位被遞送至脈管（例如，腎動脈）。在其它實施方式中，電極組裝 件300可以用來在神經調製步驟後（例如，在神經調製步驟後1、2或3天）的獨立步驟期 間監測神經活動。
[0058] 圖4A是根據本技術的另一個實施方式設置的電極組裝件400的放大等角視圖。電 極組裝件400可以包括與以上參考圖3A和3B描述的電極組裝件300大體上相似的特徵部 件。例如，電極組裝件400包括在延伸杆406的遠端部分412的環402 (例如，鎳鈦諾絲）， 設置用以提供雙極、雙相神經刺激和/或記錄所得的神經活動。但是，圖4A中所示的電極 組裝件400包括通過隔離段416彼此間隔並且電隔離的圍繞環402的周緣安置的多個電極 414(分別各自被標識為第一至第六電極414a-f)。電極414可以由不鏽鋼、金、鉬、鉬銥、鋁、 鎳鈦諾和/或其它適合的材料製成，並且隔離段416可以由適合的介電材料（例如，具有強 粘附性的高_k電介質）。電極414可以與隔離段416和/或杆406的外表面基本上共平 面，或者可以以距離（例如，約0.2-0. 5mm)凸出隔離段416。在各種實施方式中，例如，電極 414可以從相鄰的隔離部分416延伸徑向距離並且包括平滑的邊緣（例如，帶斜面的邊緣） 以減少剝露的相鄰動脈壁。共平面的或凸出的電極414可以促進與動脈壁的接觸以增強刺 激和/或記錄。在其它實施方式中，一個或多個電極414可以從隔離部分416凹進。
[0059] 在所示的實施方式中，多-電極環路402包括六個電極414a_f，可適合用於具有 約8mm的外直徑的環。然而，在其它實施方式中，環402可以包括或多或少的電極414 (例 如，四至八個電極414)，至少部分地取決於環402的外直徑。每個電極414可以被經由延伸 穿過杆406的信號線可操作地連接到多-電極環路402的神經監測控制臺（例如，NM和 /或其它適合的控制臺）指定為陰極、陽極或者非活動態。例如，電極414可以交替作為圍 繞環402的周緣的陽極和陰極（例如，第一、第三和第五電極414a、414c和414e可以是陽 極，而第二、第四和第六電極414b、414d和414f可以是陰極），從而單環402可以提供雙極 刺激或記錄。與上述環路電極302相似，多-電極環路402的管腔表面410還可以被隔離 以抑制穿過電極414短路（例如，通過血液或其它傳導路徑），而遠管腔表面408可以保持 暴露以容許電極414接觸管壁（例如，腎動脈）。
[0060] 在各種實施方式中，電極組裝件400可以包括側向彼此間隔開的兩個環402 (例 如，與圖3A中所示的雙環路電極組裝件300相似）。此排布容許在一個多-電極環路402 上的所有電極414被設置為陽極，而在另一個多-電極環路402上的所有電極414被設置 為陰極。與圖3A中所示的環路電極302很相似，雙多-電極環路結構可以增大表面積，由 此電極組裝件400可以刺激和/或捕獲神經活動，並因此可以增強神經監測。
[0061] 圖4B是根據本技術的另一個實施方式設置的在腎動脈RA內的治療裝置450B的 遠端部分的放大部分示意側視圖。治療裝置450B包括與以上參考圖3B描述的治療裝置 350的特徵部件大體上相似的特徵部件。例如，治療裝置450B包括被安置在第一電極組裝 件400a和第二電極組裝件400b之間並任選地與第一電極組裝件400a和第二電極組裝件 400b可操作地連接的神經調製組裝件420。第一電極組裝件400a包括兩個多-電極環路 402 (分別標識為第一多-電極環路402a和第二多-電極環路402b)。在各種實施方式中， 第一多-電極環路402a的所有電極414可以是陽極，而第二多-電極環路402b的所有電 極414可以是陰極，從而第一電極組裝件400a可以提供雙極神經刺激。在圖4B中所示的實 施方式中，第二電極組裝件400b包括具有圍繞周緣隔開的陽極和陰極的一個多-電極環路 402以提供對神經活動的雙極記錄。在其它實施方式中，第二電極組裝件400b可以包括兩 個多-電極環路402並且指定一個為陰極而另一個為陽極。在其它實施方式中，第一電極 組裝件400a和/或第二電極組裝件400b可以包括如圖3B中所示的兩個裸環路電極302。 在其它實施方式中，電極組裝件400可以設置用以提供單極神經刺激或記錄。
[0062] 圖4C是根據本技術的又一個實施方式在腎動脈RA內的治療裝置450C的遠端部 分的放大部分示意側視圖。治療裝置450C包括與以上參考圖4B描述的治療裝置450B的 特徵部件大體上相似的特徵部件。例如，治療裝置450C包括被安置在第一電極組裝件400a 和第二電極組裝件400b之間的神經調製組裝件420。但是，在圖4C中所示的實施方式中， 第一電極組裝件400a僅包括一個多-電極環路402,於是環402包括陽極和陰極以提供期 望的雙極刺激。
[0063] 圖5是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈RA內的治療裝置550的遠端部分 的放大部分示意側視圖。治療裝置550包括與以上參考圖3B、4B和4C描述的治療裝置的 特徵部件大體上相似的特徵部件。治療裝置550包括，例如，神經調製組裝件520 (示意性 地顯示）以及在杆506的遠端部分512處的神經監測組裝件530。神經調製組裝件520被 安置在提供雙極神經刺激的第一電極組裝件500a與提供對神經活動的雙極記錄的第二電 極500b之間（統稱為電極組裝件500)。在所示的實施方式中，每個電極組裝件500包括 具有用作電極的一個或多個傳導部分534 (分別標識為第一傳導部分534a和第二傳導部分 534b)的球囊532 (分別標識為第一球囊532a和第二球囊532b)。傳導部分534可以傳導 性油墨製成，具有足以容許球囊532在治療裝置550的遞送和移除期間摺疊入引導導管中 (未示出）的撓性。在其它實施方式中，傳導部分534可以由連接到球囊532的其它適合的 材料例如鉬銥絲製成。
[0064] 在圖5中所示的實施方式，每個球囊532包括圍繞球囊532周緣的至少一部分的 兩個間隔開的傳導部分534,從而當球囊532膨脹時（例如，如圖5中所示）傳導部分534 可以接觸腎動脈RA的內動脈壁。經由在近端末端部分連接到流體源（未示出）並在遠端 末端部分延伸穿過球囊532的管535中的一個或多個開口 537 (分別被稱為第一開口 537a 和第二開口 537b)流入球囊532中的氣體（例如，空氣）或液體（例如，鹽水溶液）可以使 球囊532膨脹。與上述多-環路電極組裝件相似，每個球囊532的兩個傳導部分534可以 被指定為陽極和陰極以提供雙極神經刺激和記錄。在其它實施方式中，至少一個電極組裝 件500可以包括雙球囊，並且每個球囊可以包括一個傳導部分534從而神經監測組裝件530 包括三個或四個球囊。
[0065] 在各種實施方式中，神經調製組裝件520可以被省略。因此，電極組裝件500可以 被血管內遞送至治療部位（例如，在腎動脈RA)以記錄神經調製之前的神經活動。然後可以 將電極組裝件500從目標部位移去以容許神經調製組裝件520被遞送。在神經調製後，電 極組裝件500可以被遞送回目標部位以記錄神經活動。若尚未形成足夠的神經損傷，神經 調製組裝件520可以再次被遞送至治療部位從而傳遞能量場以消融或者調製神經。然後， 可以將神經調製組裝件520從治療部位移去以容許電極組裝件500被遞送和監測所致的神 經活動。此過程可以重複進行直至在目標部位形成足夠的神經損傷。
[0066] 圖6是根據本技術的又一個實施方式在腎動脈RA內的治療裝置650的遠端部分 的放大側視圖。治療裝置650包括與以上參考圖3B、4B、4C和5描述的治療裝置的特徵部件 大體上相似的多個特徵部件。例如，治療裝置650包括在神經調製區域643 (以虛線顯示） 的近端和遠端處的電極陣列（分別標識為第一電極陣列600a和第二電極陣列600b，被統稱 為電極陣列600)。在圖6中所示的實施方式中，治療裝置650具有雙球囊結構，其中第一可 膨脹體或外球囊640被安置在第二可膨脹體或內球囊642上。內球囊642可以設置用以將 治療性神經調製遞送至鄰近治療部位（例如，腎動脈RA)的神經。例如，內球囊642可以界 定膨脹腔，其中冷凍劑（例如，一氧化二氮（N 20))可以膨脹從而向鄰近膨脹內球囊642(例 如，在神經調製區域643中）的組織提供治療有效的冷卻。在其它實施方式中，內球囊642 可以設置用以利用本領域中已知的其它適合的方法例如超聲波（例如，HIFU)提供治療性 神經調製。在其它實施方式中，內球囊642可以被省略，並且能量傳遞元件（例如，電極） 可以被安置在外球囊640的外表面上以傳遞RF消融能量和/或用於神經調製的能量的其 它形式。
[0067] 如圖6中所示，外球囊640的近端末端部分可以連接到外杆606的遠端部分612， 並且內球囊642的近端末端部分可以連接到延伸穿過外杆606的內杆644。在所示的實施 方式中，內杆644延伸穿過外球囊和內球囊640和642從而外球囊和內球囊640和642的 遠端末端部分可以與其相連，因此，內杆644可以提供沿著球囊640和642的縱向支撐。在 其它實施方式中，內杆644可以部分地延伸入球囊640和642中，或者鄰近外杆606的遠端 末端終止。外杆和內杆606和644可以界定或者包括在近端末端部分流體連接到一個或多 個流體源並在遠端末端部分流體連接到外球囊和內球囊640和642的供給管腔。例如，內 杆644可以包括一個或多個開口 646,經由其流體（例如，冷凍劑或其它致冷劑）可以被遞 送至內球囊642(例如，如箭頭所示）以使內球囊642膨脹或擴張。流體（例如，鹽水或空 氣）可以經由外杆和內杆606和644之間的空隙或開口 646(例如，如箭頭所示）和/或通 過介於其間的供給管腔被遞送至外球囊640以使外球囊640膨脹或擴張。
[0068] 內球囊642可以具有比外球囊640小的尺寸從而外球囊640膨脹與沿著脈管的長 度的管壁全周緣接觸，並且內球囊642膨脹壓緊或者接觸外球囊640的部分內壁。在圖6 中所示的實施方式中，例如，外球囊和內球囊640和642在圍繞電極陣列600內部側向間隔 的內球囊642的全周緣延伸的界面彼此接觸。外球囊640的接觸膨脹內球囊642的部分可 以將治療有效的神經調製（例如，通過冷療法冷卻）遞送至毗鄰管壁的神經。因此，圖6中 所示的雙球囊排布可以遞送全周緣神經調製。在接觸球囊壁的近端和遠端的非目標組織被 屏蔽或保護免受外球囊640內的可有效用作隔離物的膨脹介質（例如，鹽水溶液、空氣等） 神經調製。
[0069] 外球囊和內球囊640和642可以由各種順應性、非順應性和半順應性的球囊材料 製成。外球囊640,例如，可以由順應性球囊材料（例如，聚氨酯或聚矽氧烷）製成從而當外 球囊640膨脹時它可以壓緊脈管的內壁以提供其間的穩定接觸。內球囊642可以由半順應 性和或非順應性材料製成（例如，由聚醚嵌段醯胺、尼龍等形成）以界定較小的膨脹尺寸。 在其它實施方式中，外球囊和內球囊640和642可以由其它適合的球囊材料製成。
[0070] 如圖6中所不，第一電極陣列600a和第二電極陣列600b可以置於外球囊640的 外壁處並被安置在神經調製區域643 (即，接觸膨脹內球囊642的外球囊640區域）的近端 和遠端。每個電極陣列600可以包括圍繞外球囊640的周緣延伸的第一傳導部分634a和 第二傳導部分634b (被統稱為傳導部分634)以界定第一和第二電極環路。在其它實施方 式中，電極陣列600中的一個或兩個可以包括圍繞外球囊640的周緣延伸的單傳導部分或 傳導帶。傳導部分634可以由印刷在外球囊640的外壁上的傳導性油墨和/或可附連至外 球囊640的其它傳導性材料製成。在操作時，第一電極陣列600a可以刺激在神經調製區域 643的近端的神經，並且第二電極陣列600b可以傳感所得的刺激，反之亦然。每個電極陣列 600的第一和第二傳導部分634可以設置用以提供雙極或單極刺激和/或記錄，取決於哪種 模式提供最高的信號反應。例如，第一電極陣列600a可以包括一個電極（例如，一條傳導 帶634)用於單極刺激，第二電極陣列600b可以包括兩個電極（例如，兩條傳導帶634)用 於雙極記錄。然而，在其它實施方式中，電極陣列600可以具有其它排布和/或包括不同的 特徵部件。
[0071] 治療裝置650可以在神經調製之前、期間和/或之後提供神經刺激和記錄。例如， 電極組裝件600可以在神經調製之前刺激神經並記錄所得的神經活動以提供可與後續神 經監測對比的調定點。此信息還可以用來確定消融神經所必須遞送的能量或電流的水平， 因為每個患者典型地具有不同的基線水平神經活動。因此，電極陣列600還可以提供診斷 性神經監測。在神經調製步驟期間，電極陣列600可以監測神經信號強度的減低以確認神 經調製的效果。例如，電極組裝件600可以在神經調製期間通過交錯刺激脈衝並記錄周期 連續地監測神經活動。在其它實施方式中，神經監測周期可以在神經調製周期之間間隔以 確定神經是否已被充分調製或者後續神經調製循環是否必須從而提供期望的調製。
[0072] 圖7是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈RA內的治療裝置750的遠端部分 的放大側視圖。治療裝置750包括與以上參考圖6描述的治療裝置650的特徵部件大體上 相似的多個特徵部件。例如，治療組裝件750包括：在外杆706的遠端部分712通過開口 746與第一供給管腔流體連接的外球囊740,以及通過內杆744的開口 746與第二供給管腔 流體連接的內球囊742。可以用非治療有效的流體（例如，空氣）使外球囊740膨脹以壓緊 並保持接觸內管壁。可以用冷凍劑（例如，致冷劑）和/或其它流體使內球囊742膨脹以 接觸外球囊740的部分並神經調製（例如，通過冷療法冷卻或者超聲波）比鄰管壁的大約 全周緣（例如，在神經調製區域743內）。
[0073] 治療裝置750還包括在內球囊742接觸外球囊740的部分的近端和遠端處的第一 和第二電極陣列700a和700b (被統稱為電極陣列700)。然而，圖7中所示的電極陣列700 不是圍繞外球囊740周緣的連續傳導帶，而是包括在外球囊740外壁之上或之中的多個點 電極748。點電極748,例如，可以由印刷在外球囊740上的傳導性油墨、附連至外球囊740 的傳導墊和/或其它適合的傳導性特徵部件製成。各個點電極748可以以各種不同的圖案 圍繞外球囊740的周緣取向，並且在神經調製之前、期間和/或之後提供單極和/或雙極神 經刺激和記錄。
[0074] 圖8是根據本技術的另一個實施方式在腎動脈RA內的治療裝置850的遠端部分 的放大側視圖。治療裝置850包括與以上參考圖6描述的治療裝置650的特徵部件大體上 相似的若干特徵部件。例如，治療裝置850包括在外球囊840上並被置於由內球囊842提 供的神經調製區843的近端和遠端的第一和第二電極陣列800a和800b (被統稱為電極陣 列800)。在圖8中所示的實施方式中，內球囊842具有在膨脹狀態下比外球囊840小的外 直徑並利用粘合劑、熱粘合和/或其它類型的球囊連接件與外球囊840的內表面相連。外 球囊840可以與由將隔離性（insulative)介質（例如，加熱的液體、加熱的氣體、環境空氣 等）通過開口 846遞送至外球囊840的杆844界定的供給管腔流體連接，並且內球囊842 可以與將膨脹流體（例如，冷凍劑）遞送至內球囊842的獨立供給管腔（未示出）流體連 接。
[0075] 在使用時，外球囊840膨脹與管壁全周緣接觸以提供組織對合（apposition)用於 通過電極陣列800向著和從管壁傳遞信號。內球囊840基本上徑向地朝向管壁的在內球囊 842與外球囊840相連處的鄰近部分牽拉。當冷凍劑和/或其它治療性介質被導入內球囊 842中時，與內球囊842不相鄰的非目標的組織被屏蔽或保護免於被位於外球囊840內的膨 脹介質消融。與內球囊842相鄰的目標組織被消融，導致部分周緣神經調製。內球囊842 可以被定形或者設置用以提供非連續的，螺旋形的和/或其它類型的消融圖案。
[0076] 圖9A是說明根據本技術的一個實施方式的血管內監測神經活動的方法900A的方 塊圖。方法900A可包括將神經監測組裝件和神經調製組裝件安置在脈管（例如，腎動脈； 方塊902)中。神經監測組裝件可包括與導管杆的遠端部分相連的多個多-電極環（例如， 與以上參考圖4A-4C描述的多-電極環路402相似）。多-電極環可以由鎳鈦諾或其它形 狀記憶材料製成，從而它們可以通過簡單地使導管杆和包覆多-電極環路的套管相對於彼 此移動（例如，向近端牽拉套管，向遠端推動導管杆等）而展開。每個多-電極環可包括圍 繞環的周緣間隔開並與延伸穿過導管杆的信號線通信連接的多個電極。信號線可延伸出體 夕卜，它們可操作地連接到信號發生器和/或接收器（例如，NM)以產生刺激並記錄鄰近神 經纖維所得的動作電位。
[0077] 當展開神經調製組裝件時，可以將至少一個並且通常兩個或更多個多-電極環 ("遠端環"）或者另一個遠端電極組裝件安置在神經調製組裝件的遠端，並可以將至少一 個多-電極環（"近端環"）或另一個近端電極組裝件安置在神經調製組裝件的近端。在其 它實施方式中，神經監測組裝件可以包括在神經調製組裝件的兩側之一上的一個、兩個或 更多個多-電極環。在其它實施方式中，可以將其它類型的電極陣列安置在神經調製組裝 件的近端和遠端。可以將神經調製組裝件，例如單-或多-電極裝置或者低溫球囊，與相同 的導管杆集成為多-電極環並安置在近端和遠端環之間。在其它實施方式中，可以將神經 調製組裝件連接到獨立的導管杆並展開在近端與遠端多-電極環之間。
[0078] 方法900A還可包括：通過在安置於神經調製組裝件的遠端的一個或兩個多-電 極環上的電極遞送多個短的，高電流刺激脈衝（方塊904)，以及分析由刺激脈衝產生的 在近端環上的至少一個電極的電圖（方塊906)。例如，信號發生器可以在傳遞步驟904 中在遠端環的電極之間傳遞具有約10-60mA(例如，20mA、50mA等）量級的電流，對於約 25-1，500μ s(例如，100-400μ s、lms等）的脈衝長度。信號發生器還可以控制信號的頻率， 從而信號具有約10_50Hz(例如，20Hz)的頻率。在預定的時間間隔之後，可以通過近端環上 的至少一個電極記錄獨立的電圖。例如，可以通過近端電極環的每個電極記錄各自的電圖。 刺激與記錄之間時間間隔的長度取決於沿著脈管的長度遠端與近端環的間距，從而近端環 收集由誘導刺激產生的信號。例如，對於間隔10_50mm的環，時間間隔可以是約10-50ms。 在一個替代實施方式中，方法900A的傳遞步驟（方塊904)可以包括：通過近端電極環（例 如，近端電極組裝件）中的至少其一傳遞短的高電流刺激脈衝，並且方法900A的分析步驟 (方塊906)可包括分析遠端電極環（例如，遠端電極組裝件）的電極中的至少其一的電圖。
[0079] 方法900A還可包括利用神經調製組裝件向目標部位提供治療有效的神經調製能 量（例如，低溫冷卻、RF能量、超聲波能量等）（方塊908)。在提供治療有效的神經調製能 量（方塊908)後，方法900A包括確定神經調製是否治療性處理或者充分地調製鄰近治療 部位的神經或其它神經結構（方塊910)。例如，確定神經調製是否治療性地處理神經的步 驟可以包括確定神經是否被充分地去神經或者破壞以減少、阻止、抑制、阻滯或者影響傳入 和/或傳出腎的信號。
[0080] 圖9B是說明根據本技術的一個實施方式的血管內監測神經活動的方法900B的方 塊圖。方法900B可包括：將神經監測組裝件和神經調製組裝件展開在脈管（方塊902)中， 以及通過以上參考圖9A中的方法900A所述的電極組裝件傳遞短的，高電流信號脈衝（方 塊904)。在此實施方式中，分析步驟（圖9A的方塊906)可以任選地包括為近端電極環或 其它近端電極組裝件上的每個電極記錄電圖（方塊906-1)，以及對由相應的多個刺激脈衝 產生的多個記錄的電極信號（例如，10-100個記錄的電極信號）進行信號平均以增強所記 錄的信號（方塊906-2)。
[0081] 方法900B可以任選地包括識別鄰近一個或多個電極環的神經位置。例如，一個或 多個記錄的電極信號可以包括記錄的電流的偏離或其它變化，指示由刺激產生的動作電位 (例如，通過信號平均識別），指示通過相鄰神經傳遞來自刺激脈衝的電脈衝。包括電流強 度變化的電極信號與被展開於神經的近端的近端環上的電極對應。電流強度的偏離或變化 越高，電極與神經越接近。此信息可以用來識別用於有效的神經刺激或記錄的接近神經的 近端環上的電極（方塊907-1)。任選地，方法900可包括通過近端環刺激神經以及記錄在 遠端環之一處個個電極的電圖以確定鄰近遠端環的神經的位置（方塊907-2)。
[0082] 方法900B還可包括利用神經調製組裝件向目標部位提供治療有效的神經調製能 量（例如，低溫冷卻、RF能量、超聲波能量等）（方塊908)。在此實施方式中，確定神經調 制是否治療鄰近目標部位的神經的步驟（圖9A中的方塊910)可包括重複上述神經刺激 (方塊904)和分析步驟（方塊906)以評估神經調製是否引起神經活動的任何變化（方塊 910-1)。例如，短的高電流刺激脈衝可以通過近端或遠端環傳遞，並且所得的神經活動可以 通過相對的環進行記錄。然後，方法900B可以確定神經是否已被充分地調製（方塊912)。 例如，若在鄰近神經位置的記錄電極中觀察到的電流密度或其它參數低於閾值，則神經調 制步驟可能已有效地調製或終止相鄰神經的傳導並且神經調製步驟可能是完全的。在另一 方面，若檢測到神經活動高於閾值，可以重複神經調製（方塊908)和監測所得的神經活動 (方塊910-1)的步驟直至神經已被有效地調製。
[0083] 在各種實施方式中，方法900A和900B還可包括以相反的方向重複神經監測和神 經調製步驟以確認神經已被充分地調製。方法900A和900B還可以任選地在時間周期（例 如，5-30分鐘、2小時、1天等）之後重複以確認神經被充分地消融（例如，而不是僅僅被擊 暈）並且尚未恢復傳導。
[0084] 在其它實施方式中，利用以上參考圖3A-8描述的其它神經監測組裝件或電極陣 列和/或其它適合的電極排布，可以實施方法900A和900B。例如，神經調製組裝件可包括 以上參考圖7描述的圍繞球囊周緣間隔開的多個點電極。在其它實施方式中，在球囊上的 連續線環路電極和/或傳導帶可以用來識別神經位置並監測神經活動。
[0085] IV.相關解剖學及牛理學
[0086] 以下論述提供關於相關患者解剖學及生理學的其它詳情。此部分欲補充及擴展先 前關於相關解剖學及生理學的論述，且提供關於與腎去神經支配相關的公開的技術及治療 益處的額外內容。舉例而言，如前文所提及，腎血管結構的若干特性可告知用於經由血管內 通道達成腎神經調製的治療裝置及相關方法的設計，且對這些裝置強加特定設計要求。特 定設計要求可包括評估腎動脈、促使這些裝置的能量傳遞部件與腎動脈的管腔表面或壁之 間穩定接觸及/或用神經調製裝置有效調節腎神經。
[0087] A.奪感神經系統
[0088] 交感神經系統（SNS)為除腸神經系統及副交感神經系統以外自主神經系統的分 支。其在基礎水平下始終具有活性（稱作交感神經張力），且在壓力時間期間更具活性。如 同神經系統的其它部分，交感神經系統經由一系列相互連接的神經元運作。交感神經元常 被認為是周邊神經系統（PNS)的一部分，儘管有許多在中樞神經系統（CNS)內。脊髓（其 為CNS的一部分）的交感神經元經由一系列交感神經節與周邊交感神經元通信。在神經節 內，脊髓交感神經元經由突觸接合周邊交感神經元。因此，脊髓交感神經元稱作突觸前（或 節前）神經元，而周邊交感神經元稱作突觸後（或節後）神經元。
[0089] 在交感神經節內的突觸處，節前交感神經元釋放乙醯膽鹼，其為一種結合且激活 節後神經元上的菸鹼型乙醯膽鹼受體的化學信使。響應於此刺激，節後神經元主要釋放去 甲腎上腺素（正腎上腺素）。長時期激活可引發從腎上腺髓質釋放腎上腺素。
[0090] 一經釋放，去甲腎上腺素及腎上腺素即刻結合周邊組織上的腎上腺素激導性受 體。與腎上腺素激導性受體的結合會引起神經元和激素反應。生理學表現包括瞳孔放大、 心跳速率增加、偶發性嘔吐及血壓增加。由於結合汗腺的膽鹼激導性受體，故亦可見發汗增 加。
[0091] 交感神經系統負責活的生物體中許多體內平衡機制的上調和下調。來自SNS的纖 維神經支配幾乎每個器官系統中的組織，為廣泛的事物（諸如瞳孔直徑、腸能動性和尿排 出量）提供至少一些調節功能。此反應也稱為身體的交感-腎上腺反應，因為末端在腎上 腺髓質內的神經節前交感纖維（以及所有其他交感纖維）分泌乙醯膽鹼，其激活腎上腺素 (腎上腺素）的分泌，而在較低程度上激活去甲腎上腺素（去甲腎上腺素）的分泌。因此， 主要作用於心血管系統的此反應直接地通過經交感神經系統傳導的衝動進行介導，並且間 接地通過腎上腺髓質分泌的兒茶酚胺進行介導。
[0092] 科學界通常將SNS視為自主調節系統，S卩，在無有意識的思維幹涉下工作的系統。 一些進化理論家認為在早期生物體中交感神經系統工作以維持存活，因為交感神經系統負 責使身體準備好動作。此準備的一個實例是在覺醒前的時刻，其中在為動作進行準備時交 感傳出自發增加。
[0093] 1.奪感鏈
[0094] 如圖10中所示，SNS提供使腦能夠與身體交流的神經網絡。交感神經起源於脊柱 內部，朝向中間外側細胞柱（或側角）內的脊髓中部，起始於脊髓的第一胸段，並且被認為 延伸至第二或第三腰段。因為它的細胞起始於脊髓的胸區和腰區內，故認為SNS具有胸腰 傳出。這些神經的軸突經過前小根/前根離開脊髓。它們經過脊（感覺）神經節附近，從 該處它們進入脊神經的前支。然而，不同於體細胞神經支配，它們快速通過白支通支（white rami connector)分開,該白支通支連接至沿著脊柱延伸的脊柱旁神經節（位於脊柱附近） 或椎前（位於主動脈杈附近）神經節。
[0095] 為了達到靶器官和靶腺體，軸突應在體內延伸長距離，並且，為實現此目的，許多 軸突通過突觸傳遞將它們的信號傳達至第二細胞。軸突的末端穿過間隙、突觸連接至第二 細胞的樹突。第一細胞（突觸前細胞）發送神經遞質，穿過突觸間隙，在其中它激活第二細 胞（突觸後細胞）。然後信號被傳遞至最終終點。
[0096] 在SNS及外周神經系統的其他組元中，這些突觸在稱為神經節的部位產生。發送 其纖維的細胞稱為神經節前細胞，而其纖維離開神經節的細胞稱為神經節後細胞。如前所 述，SNS的神經節前細胞位於脊髓的第一胸段（T1)與第三腰段（L3)之間。神經節後細胞 使它們的細胞體在神經節內並且將它們的軸突發送至靶器官或靶腺體。
[0097] 神經節不僅包括交感幹，還包括頸神經節（頸上神經節、頸中神經節和頸下神經 節），其將交感神經纖維送至頭和胸器官，以及腹神經節和腸繫膜神經節（將交感纖維送至 腸）。
[0098] 2.腎腫的神經支配
[0099] 如圖11所示，腎臟受到與腎動脈緊密相連的腎叢RP的神經支配。腎叢是圍繞腎 動脈的自主神經叢，並且嵌入在腎動脈的外膜內。腎叢RP沿著腎動脈延伸直至它到達腎實 質。促成腎叢的纖維起源於腹腔神經節、腸繫膜上神經節、主動脈腎神經節和主動脈叢。腎 叢RP，也稱為腎神經，主要包括交感組元。不存在（或者至少非常少）腎臟的副交感神經支 配。
[0100] 神經節前神經元細胞體位於脊髓的中間外側細胞柱中。神經節前軸突經過脊柱旁 神經節（它們不突觸）而成為內臟小神經，內臟最小神經，第一腰內臟神經、第二腰內臟神 經，而後到達腹腔神經節、腸繫膜上神經節和主動脈腎神經節。神經節後神經元細胞體離開 腹腔神經節、腸繫膜上神經節和主動脈腎神經節到達腎叢RP，並且分布至腎脈管系統。
[0101] 3.腎奪感神經活動
[0102] 信號以雙向流通過SNS傳播。傳出的信號可引發在身體不同部分中的同時變化。 例如，交感神經系統可加速心率；擴大支氣管通道；降低大腸的能動性（運動）；收縮血管； 增大食道中的蠕動；引起瞳孔擴大、立毛（雞皮疙瘩）和出汗（發汗）；以及血壓升高。傳 入的信號將來自體內的各種器官和感受器的信號傳遞至其他器官，特別是腦。
[0103] 高血壓、心力衰竭和慢性腎病是由SNS特別是腎交感神經系統的慢性激活引起的 許多疾病狀態中的幾種。SNS的慢性激活是驅動這些疾病狀態的進展的適應不良性反應。 腎素-血管緊張素-醛固酮系統（RAAS)的藥學管理已是降低SNS的過度活動的長期但有 點無效的方法。
[0104] 如上所述，腎交感神經系統已根據試驗和在人類中被確認為高血壓、容量超負荷 狀態（例如心力衰竭）和進行性腎病的複雜病理生理學的主要促成因素。利用放射示蹤物 稀釋法測量去甲腎上腺素從腎臟至血漿的溢流的研究揭示，在原發性高血壓患者中，腎去 甲腎上腺素（NE)溢出率增大，在年輕高血壓對象中，特別如此，與從心臟的NE溢出增大一 致，與通常在早期高血壓中觀察到的血液動力學圖一致，並且具有心率、心輸出量和腎血管 阻力增大的特徵。現在已知，原發性高血壓經常是神經原性，常伴隨明顯的交感神經系統過 度活動。
[0105] 心腎交感神經活動的激活在心力衰竭中甚至更明顯，正如在此患者組中從心臟和 腎臟至血漿的NE溢流過分增大所示。與此看法一致，最近證實，在充血性心力衰竭患者中 在全因死亡率和心臟移植上腎交感激活的強陰性預測值，其獨立於總交感活性、腎小球濾 過率和左心室射血分數。這些結果支持了設計的降低腎交感刺激的治療方案具有改進心力 衰竭患者的存活率的潛力的看法。
[0106] 慢性和晚期腎病均以升高的交感神經活動為特徵。在晚期腎病患者中，血漿去甲 腎上腺素水平高於中值已被證實為可預測全因死亡和心血管病所致的死亡。對於患有糖尿 病性腎病或造影劑腎病的患者而言也是如此。令人信服的證據表明，起源於患病腎臟的感 覺傳入信號是此患者組中升高的中樞交感流出的起始和保持的主要促成因素；這促進慢性 交感過度活動的公知有害後果，例如高血壓、左心室肥厚、室性心律失常、心臟性猝死、胰島 素抵抗、糖尿病和代謝症候群的出現。
[0107] (i)腎交感傳出活動
[0108] 交感神經至腎臟終止在血管、腎小球旁器和腎小管。刺激腎交感神經導致腎素釋 放增大、鈉（Na+)重吸收增大以及腎血流量減少。腎功能的神經調製的這些組元在以升高 的交感緊張為特徵的疾病狀態中受到相當大的刺激，並且明顯地促成高血壓患者中的血壓 升高。因腎交感傳出刺激所致的腎血流量和腎小球濾過率的降低可能是心-腎症候群中腎 功能喪失的基礎，即腎功能不全，作為慢性心力衰竭的進行性併發症，伴有通常隨著患者的 臨床狀態和治療而波動的臨床過程。阻撓腎傳出交感刺激的後果的藥理學策略包括中樞作 用的抗交感神經藥、β阻滯藥（旨在降低腎素釋放）、血管緊張素轉化酶抑制劑和受體阻滯 藥（旨在阻滯繼腎素釋放之後發生的血管緊張素II激活和醛固酮激活）和利尿劑（旨在 抵消腎交感介導的鈉和水瀦留）。然而，目前的藥理學策略具有明顯的局限，包括有限的效 能、順應性問題、副作用等。
[0109] (ii)腎感覺傳入神經活動
[0110] 腎臟通過腎感覺傳入神經與中樞神經系統中的整體結構交流。"腎損傷"的幾種形 式可引發感覺傳入信號的激活。例如，腎缺血、心搏量或腎血流量減小，或者豐富的腺苷酶 可觸發傳入神經交流的活動。如圖12和13中所示，此傳入交流可以是從腎臟至腦，或者可 以是從一個腎臟至另一個腎臟（通過中樞神經系統）。這些傳入信號是中樞整合的，並且可 導致增高的交感流出。此交感驅動導向腎臟，由此激活RAAS並引發增高的腎素分泌、鈉瀦 留、容量滯留和血管收縮。中樞交感過度活動還影響受交感神經神經支配的其他器官和身 體結構例如心臟和外周脈管系統，造成所述的交感激活的有害影響，其若干方面還促成血 壓升商。
[0111] 因此，生理學表明：（i)具有傳出交感神經的組織的調製可減少不適當的腎素釋 放、鹽瀦留和腎血流量的減低，以及（ii)具有傳入感覺神經的組織的調製可通過其對後下 丘腦及對側腎臟的直接影響來減少對高血壓以及與增高的中樞交感緊張相關的其他疾病 狀態的系統性貢獻。除了傳入腎去神經的中樞降壓效應之外，可以預期到至各種其他交感 神經支配的器官例如心臟和脈管系統的中樞交感流出的可取的減少。
[0112] B.腎去神經的其他臨床益處
[0113] 如上所述，腎去神經可能在以增高的總活動特別是腎交感活動為特徵的幾種臨床 病症例如高血壓、代謝症候群、胰島素抵抗、糖尿病、左心室肥厚、慢性晚期腎病、心力衰竭 中的不合適的流體瀦留、心-腎症候群和猝死的治療中有價值。由於傳入神經信號的減少 促成交感緊張/驅動的系統性減少，腎去神經還可用於治療與系統性交感過度活動相關的 其他病症。因此，腎去神經還可有益於受交感神經神經支配的其他器官或身體結構，包括圖 10中所示的那些。例如，如前所述，中樞交感驅動的減小可減輕折磨患有代謝症候群和II 型糖尿病者的胰島素抵抗。此外，骨質疏鬆的患者也是交感激活的，並且也可受益於伴隨腎 去神經的交感驅動的下調。
[0114] C.獲得到汰腎動脒的血管內誦路
[0115] 根據本技術，左腎叢和/或右腎叢RP的神經調製，與左腎動脈和/或右腎動脈緊 密相關，可通過血管內通路實現。如圖14所示，受心臟收縮驅動的血液通過主動脈從左心 室被輸送。主動脈下行經過胸和分支進入左腎動脈和右腎動脈。在腎動脈下，主動脈在左 和右髂骨動脈分為兩支。左和右髂骨動脈下行，分別經過左腿和右腿並且連接左和右股動 脈。
[0116] 如圖15所示，血液聚集在靜脈中並且返回至心臟，經過股靜脈進入髂骨靜脈，進 入下腔靜脈。下腔靜脈分支成左腎靜脈和右腎靜脈。在腎靜脈上，下腔靜脈上行而將血液 輸送入右心房。從右心房，血液被泵送，經過右心室，進入肺，在其中被充氧。從肺，充氧血 被輸送入左心房。從左心房，充氧血被左心室輸送回主動脈。
[0117] 如下文中更詳細的描述，可在股三角的基部，正好在腹股溝韌帶的中點下方，接近 並將套管插入股動脈。導管可被插入，經過此接近部位透皮進入股動脈，並且進入髂骨動脈 和主動脈，被置於左腎動脈或右腎動脈中。這包括血管內通路，其提供通向各腎動脈和/或 其他腎血管的微創通路（minimally invasive access)。
[0118] 腕、上臂和肩部提供用於將導管插入動脈系統的其他部位。例如，在選定的情況中 可利用橈動脈、肱動脈或腋動脈的導管插入術。利用標準的血管造影技術，通過這些插入 點插入的導管可穿過在左側上的鎖骨下動脈（或者穿過在右側上的鎖骨下動脈和頭臂動 脈），經過主動脈弓，沿著降主動脈下行，進入腎動脈。
[0119] D.腎脒管系統的件質和特徵
[0120] 由於左腎叢和/或右腎叢RP的神經調製可根據本技術通過血管內通路實現，腎脈 管系統的性質和特徵可對用於實現所述腎神經調製的裝置、系統和方法的設計加以限制和 /或提供信息。這些性質和特徵中的一些可隨著患者群和/或在特定患者內隨著時間，以及 響應於疾病狀態例如高血壓、慢性腎病、血管疾病、晚期腎病、胰島素抵抗、糖尿病、代謝綜 合徵等而改變。這些性質和特徵，如本文中所述，可能與所述方法的效能以及所述血管內裝 置的特定設計有關。相關的性質可包括，例如，材料性質/機械性質、間隙性質、流體動力學 性質/血液動力學性質和/或熱力學性質。
[0121] 如前所述，導管可通過微創血管內通路透皮前進進入左腎動脈或右腎動脈。然而， 微創腎動脈通路可能是挑戰，例如，因為，與利用導管常規進入的一些其他動脈相比，腎動 脈通常極其曲折，可能具有相對小的直徑，和/或可能具有相對短的長度。此外，腎動脈粥 樣硬化症在許多患者，特別是患有心血管疾病的那些中常見。腎動脈解剖學也可能因不同 的患者而顯著不同，進一步複雜化微創通路。例如，在相對彎曲度、直徑、長度和/或動脈粥 樣硬化斑塊負荷以及在腎動脈從主動脈分支處的出射角（take-off angle)，可觀察到患者 之間的顯著差異。用於通過血管內通路實現腎神經調製的裝置、系統和方法在微創進入腎 動脈時應該考慮這些以及腎動脈解剖學的其他方面及其在患者群中的差異。
[0122] 除了複雜化腎動脈通路之外，腎解剖學的特性也使神經調製裝置與腎動脈的管腔 表面或壁之間穩定接觸的確立複雜化。在神經調製裝置包括能量傳遞元件（例如電極） 時，對於可預測性而言，由該能量傳遞元件向管壁施加的穩定的定位和合適的接觸力是重 要的。然而，腎動脈內的緊密間隙以及動脈的彎曲度妨礙導航。此外，患者運動、呼吸和/ 或心搏周期使確立穩定的接觸複雜化，因為這些因素可能導致腎動脈相對於主動脈的明顯 運動，並且心搏周期可短暫地使腎動脈擴張（即使動脈壁搏動）。
[0123] 即使在進入腎動脈並且促成神經調製裝置與動脈的管腔表面之間的穩定接觸後， 應通過所述神經調製裝置安全地調製在動脈的外膜（adventia)內和圍繞動脈外膜的神 經。考慮到與該治療相關的潛在的臨床併發症，從腎動脈內有效地施加熱治療並非小事。例 如，腎動脈的內膜和中間層極易受到熱損傷的傷害。如下文中更詳細地論述，分隔血管管腔 與其外膜的內膜-中間層厚度意味著靶腎神經可以距離動脈的管腔表面許多毫米。足夠的 能量應被提供至該靶腎神經或將熱從其移除以調製該靶腎神經而不過度冷卻或加熱管壁 達到管壁被凍住、失水、或以其他方式對其有可能造成不希望的影響的程度。一種與過分加 熱有關的可能的臨床併發症為由流過動脈的血液凝結造成的血栓形成。考慮到這種血栓有 可能導致腎梗塞，從而對腎臟造成不可逆轉的傷害，應該小心使用從腎動脈內進行的熱治 療。因此，在治療期間，該腎動脈中存在的複雜流體力學和熱力學狀況，特別是可影響在治 療部位的傳熱動力學的那些，在從腎動脈內施加能量（例如加熱的熱能）和/或從組織移 除熱（例如冷卻熱環境）時，可能是重要的。
[0124] 還應設置所述神經調製裝置，從而容許可調整在腎動脈內能量傳遞元件的定位和 重新定位，因為治療的位置也可影響臨床效能。例如，考慮到腎神經可環繞腎動脈，令人感 興趣的是，從腎動脈內施加全周緣治療。在一些情形中，可能由連續周緣治療造成的全圓形 損傷可能潛在地與腎動脈狹窄風險相關。因此，通過在此描述的神經調製結構沿著腎動脈 的縱向維度形成更複雜的損傷，和/或使所述神經調製裝置重新定位至多個治療位置可能 是可取的。然而，應注意，產生環形消融的益處可比潛在的腎動脈狹窄更重要，或者用某些 實施方式或在某些患者中可減小風險，並且產生環形消融可以是一個目標。此外，所述神經 調製裝置的可變的定位和重新定位可能在腎動脈特別彎曲的情形或者存在離開腎動脈主 幹血管的近分支血管時被證明有用，使得在某些位置的治療具有挑戰性。在腎動脈中的裝 置的操作還應考慮由該裝置強加於該腎動脈的機械損傷。裝置在動脈中的運動，例如通過 插入、操作、越過彎曲處等，可能促成剝離、穿孔、裸露內膜或者破壞內彈性膜。
[0125] 經過腎動脈的血流可被短暫地阻塞伴有最少或沒有併發症。然而，應避免顯著長 時間的閉塞以防對腎臟的損傷例如缺血。完全避免閉塞可能是有益的，或者若閉塞有益於 所述實施方式，限制閉塞的持續時間（例如至2-5分鐘）。
[0126] 根據上述挑戰：（1)腎動脈介入，（2)緊靠管壁一致且穩定地安置所述治療元件， (3)穿過管壁有效施用治療，（4)將治療裝置定位並且可能重新定位至多個治療位置，以及 (5)避免或限制血流閉塞的持續時間，可關注的腎脈管系統的各種非獨立的和獨立的性質 包括，例如，（a)血管的直徑、血管長度、內膜-中間層厚度、磨擦係數和彎曲度；(b)管壁的 擴張性、硬度和彈性模量；（C)峰值收縮和舒張晚期血液流速，以及平均收縮-舒張峰值血 液流速、平均/最大體積血液流速；（d)血液和/或管壁的比熱容、血液和/或管壁的導熱 性、經過管壁治療部位的血流的熱對流性和/或輻射傳熱；（e)由呼吸、患者運動和/或血 流搏動引起的腎動脈相對於主動脈的運動；以及（f)腎動脈相對於主動脈的出射角。針對 腎動脈，在下文中更詳細地討論這些性質。然而，取決於用來實現腎神經調製的裝置、系統 和方法，腎動脈的這樣的性質還可指導和/或限制設計特徵。
[0127] 如上文所述，置於腎動脈內的裝置應符合該動脈的幾何形狀。腎動脈血管直徑Dka 通常在約2-10mm的範圍內，患者群體中的大多數具有約4mm至約8mm且平均約6mm的Dm。腎 動脈血管長度L M，在主動脈/腎動脈交接處它的開口與其遠側分支之間，一般在約5-70mm 的範圍內，且顯著部分的患者群體在約20-50mm的範圍內。由於靶腎叢嵌入在腎動脈的外 膜內，複合內膜-中間層厚度頂T(即從動脈的管腔表面至包含靶神經結構的外膜的徑向向 外距離）也是顯著的，並且一般在約0.5-2. 5mm的範圍內，平均約1.5mm。雖然為了到達靶 神經纖維特定的治療深度是重要的，但是該治療不應太深（例如自腎動脈的內壁起> 5mm) 以避免非靶的組織和解剖結構例如腎靜脈。
[0128] 可關注的腎動脈另一性質是由呼吸和/或血流搏動引起的相對於主動脈的腎運 動程度。患者的腎臟，位於腎動脈的遠端，可隨著呼吸幅度相對於顱骨移動達4"。這可賦 予連接主動脈和腎臟的腎動脈明顯的運動，由此對神經調製裝置要求硬度與柔性的獨特平 衡從而在呼吸周期期間在熱治療元件與管壁之間保持接觸。此外，腎動脈與主動脈之間的 出射角可在患者之間顯著變化，並且由於例如腎臟運動也可在患者內動態地變化。所述出 射角一般可在約30° -135°的範圍內。
[0129] V.實施例
[0130] 以下實施例是對本技術的若干個實施方式的說明。
[0131] 1. 一種神經調製系統，包括：
[0132] 包括近端部分和遠端部分的杆，其中所述杆設置用以將所述遠端部分血管內地安 置在人類患者的血管內的治療部位處；
[0133] 在所述杆的遠端部分的神經調製組裝件；和
[0134] 在所述杆的遠端部分並可在遞送狀態和展開狀態之間轉變的神經監測組裝件，其 中所述神經監測組裝件包括刺激電極陣列和記錄電極陣列，並且其中在展開狀態下所述刺 激電極陣列和所述記錄電極陣列被彼此側向間隔開並且所述神經調製組裝件的至少一部 分在所述刺激與記錄電極陣列之間。
[0135] 2.實施例1所述的神經調製系統，其中：
[0136] 所述刺激電極陣列包括第一陽極環路和第一陰極環路，所述第一陰極環路在所述 第一陽極環路與所述神經調製組裝件之間；和
[0137] 所述記錄電極陣列包括第二陽極環路和第二陰極環路。
[0138] 3.實施例2所述的神經調製系統，其中所述第一和第二陽極和陰極環路包括塗布 有金、鉬、鋁、不鏽鋼和鉬銥中的至少一種的鎳鈦諾絲。
[0139] 4.實施例1所述的神經調製系統，其中所述刺激和記錄電極陣列中的至少之一包 括多-電極環路，具有沿周緣圍繞所述環路隔開的至少四個電極。
[0140] 5.實施例1所述的神經調製系統，其中：
[0141] 所述刺激電極陣列設置用以遞送雙極神經刺激；和
[0142] 所述記錄電極組裝件設置用於雙極記錄神經活動。
[0143] 6.實施例1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以遞送具有至少 20mA的強度的電流脈衝。
[0144] 7.實施例1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以遞送約20Hz頻 率的波。
[0145] 8.實施例1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列和所述記錄電極陣 列具有遞送狀態和展開狀態，並且其中所述刺激和記錄電極的外直徑在展開狀態下為約 3-15mm〇
[0146] 9.實施例1所述的神經調製系統，其中所述記錄電極陣列設置用以記錄小於 1. 5 μ V的信號。
[0147] 10.實施例1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以向鄰近目標 部位的神經以至多1000 μ s的脈衝寬度提供雙相刺激。
[0148] 11.實施例1所述的神經調製系統，還包括：
[0149] 在所述神經調製組裝件的近端的第一球囊；
[0150] 在所述神經調製組裝件的遠端的第二球囊；
[0151] 圍繞所述第一球囊的外周緣的至少一部分延伸的第一傳導環，其中所述第一傳導 環設置用以界定所述記錄電極陣列的至少一部分；和
[0152] 圍繞所述第二球囊的外周緣的至少一部分延伸的第二傳導環，其中所述第二傳導 環設置用以界定所述記錄電極陣列的至少一部分。
[0153] 12.實施例1所述的神經調製系統，其中：
[0154] 所述神經監測組裝件包括具有外表面的第一可膨脹體；
[0155] 所述神經調製組裝件包括被置於所述第一可膨脹體內的第二可膨脹體，其中所述 第二可膨脹體設置用以向所述治療部位遞送治療有效的神經調製；
[0156] 所述刺激電極陣列包括圍繞鄰近所述治療部位的第一可膨脹體的外表面延伸的 至少一個傳導部分；和
[0157] 所述記錄電極陣列包括圍繞所述治療部位的遠端的第一可膨脹體的外表面延伸 的至少一個傳導部分。
[0158] 13.實施例1所述的神經調製系統，其中：
[0159] 所述神經監測組裝件包括具有外表面的第一可膨脹體；
[0160] 所述神經調製組裝件包括被置於所述第一可膨脹體內的第二可膨脹體，其中所述 第二可膨脹體設置用以向所述治療部位遞送治療有效的神經調製；
[0161] 所述刺激電極陣列包括在所述治療部位的近端的第一可膨脹體的外表面上的多 個傳導部分；和
[0162] 所述記錄電極陣列包括在所述治療部位的遠端的第一可膨脹體的外表面上的多 個傳導部分。
[0163] 14. 一種腎神經監測系統，包括：
[0164] 包括近端部分和遠端部分的杆，其中所述杆設置用以將所述遠端部分血管內地安 置在人類患者的腎動脈內的治療部位；和
[0165] 在所述杆的遠端部分的神經監測組裝件，所述神經監測裝置可在遞送狀態與展開 狀態之間轉變，其中所述神經監測裝置包括-
[0166] 刺激電極組裝件，至少具有電極以及在展開狀態下3mm至15mm的外直徑，其中所 述刺激電極組裝件設置用以刺激在所述治療部位的近端的腎神經，和
[0167] 在所述刺激電極組裝件的遠端的記錄電極，所述記錄電極組裝件至少具有電極以 及在展開狀態下3_至15_的外直徑，其中所述記錄電極組裝件設置用以記錄在所述治療 部位的遠端的神經活動。
[0168] 15.實施例14所述的神經監測系統，還包括在所述刺激電極組裝件與所述記錄電 極組裝件之間的杆的遠端部分的神經調製組裝件，其中所述神經調製組裝件設置用以向所 述治療部位遞送治療有效的神經調製。
[0169] 16.實施例14所述的神經監測系統，其中所述刺激電極組裝件在展開狀態下與所 述記錄電極組裝件側向間隔至少1〇_。
[0170] 17.實施例14所述的神經監測系統，其中：
[0171] 所述刺激電極組裝件包括刺激環路，所述刺激環路具有在其周緣上彼此隔開的多 個電極，個個電極是陽極、陰極和中性中的至少之一；和
[0172] 所述記錄電極組裝件包括記錄環路，所述記錄環路具有在其周緣上彼此隔開的多 個電極，個個電極是陽極、陰極和中性中的至少之一。
[0173] 18.實施例14所述的神經監測系統，其中：
[0174] 所述刺激電極組裝件包括第一刺激環路以及在展開狀態下在所述第一刺激環路 的遠端的第二刺激環路，所述第一刺激環路是陽極並且所述第二刺激環路是陰極；和
[0175] 所述記錄電極組裝件包括第一記錄環路以及第二記錄環路，所述第一記錄環路是 陽極並且所述第二記錄環路是陰極。
[0176] 19. -種監測腎神經活動的方法，所述方法包括：
[0177] 將神經監測組裝件展開在人類患者的腎動脈中，其中所述神經監測組裝件包括在 杆的遠端部分的第一電極陣列，以及與所述第一電極陣列側向隔開的第二電極陣列；
[0178] 將神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二電極陣列之間的腎動脈內的目標 部位；
[0179] 用所述第一電極陣列刺激腎神經；
[0180] 用所述第二電極組裝件記錄由所述刺激產生的腎神經活動；和
[0181] 用所述神經調製組裝件向所述目標部位遞送治療有效的神經調製。
[0182] 20.實施例19所述的方法，其中：
[0183] 用所述第一電極陣列刺激腎神經包括用所述第一電極陣列傳遞多個刺激脈衝，每 個刺激脈衝具有在約100-400 μ S的脈衝長度下約20-60mA的強度；
[0184] 用所述第二電極陣列記錄腎神經活動包括記錄所述第二電極陣列的個個電極的 電圖，其中所述電圖對應於由所述刺激脈衝產生的神經活動；和
[0185] 檢測鄰近所述第二電極陣列的神經位置，其中所述第二電極陣列在所述第一電極 陣列的近端。
[0186] 21.實施例19所述的方法，其中：
[0187] 用所述第一電極陣列刺激腎神經包括向腎神經提供雙極刺激；和
[0188] 用所述第二電極陣列記錄由所述刺激電極陣列的刺激產生的神經活動包括提供 對所述神經活動的雙極記錄，其中所述第二電極陣列在所述第一電極陣列的遠端。
[0189] 22.實施例19所述的方法，其中用所述第一電極陣列刺激腎神經包括遞送具有至 少20mA的強度的電流脈衝。
[0190] 23.實施例19所述的方法，其中將所述神經監測組裝件展開在所述腎動脈中包括 將所述第一電極陣列展開在所述第二電極陣列的近端，其中所述第一和第二電極陣列各包 括第一環路電極和第二環路電極。
[0191] 24.實施例19所述的方法，其中將所述神經監測組裝件展開在腎動脈中包括將所 述第一電極陣列展開在所述第二電極陣列的近端，其中所述第一和第二電極陣列每個包括 至少一個多-電極環路，具有圍繞所述多-電極環路的周緣隔開的多個電極。
[0192] 25.實施例19所述的方法，其中：
[0193] 將所述神經監測組裝件展開在腎動脈中包括使在所述腎動脈內的第一球囊膨脹， 其中膨脹的第一球囊接觸所述腎動脈的內壁，並且其中所述第一和第二電極陣列在所述第 一球囊的外表面上；
[0194] 將所述神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二電極陣列之間的腎動脈內的 目標部位包括使在所述第一球囊內的第二球囊膨脹，其中所述第二球囊設置用以接觸所述 第一球囊以界定神經調製區；和
[0195] 用所述神經調製組裝件向所述目標部位遞送治療有效的神經調製包括對鄰近所 述神經調製區的腎動脈施加低溫冷卻。
[0196] 26.實施例19所述的方法，其中：
[0197] 刺激腎神經並記錄所得的神經活動是在向所述目標部位遞送第一循環的治療有 效的神經調製之後實施的；和
[0198] 所述方法還包括在記錄的神經活動高於預定的閾值時用所述神經調製組裝件向 所述目標部位遞送第二循環的治療有效的神經調製。
[0199] 27. -種監測腎神經活動的方法，所述方法包括：
[0200] 將神經監測組裝件展開在人體的脈管中，其中所述神經監測組裝件包括第一 多-電極環和第二多-電極環；
[0201] 將神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二多-電極環之間的脈管中；
[0202] 通過所述第一多-電極環的電極遞送信號脈衝；
[0203] 針對在所述第二多-電極環上的每個電極分析電圖；
[0204] 向所述治療部位提供治療有效的神經調製能量；和
[0205] 確定所述神經調製是否治療性地處理鄰近所述治療部位的神經。
[0206] VI.結論
[0207] 本技術實施方式的以上詳細描述不欲為詳盡的，或不欲將本技術限於上文揭示的 確切形式。儘管上文為達成說明目的而描述本技術的特定實施方式及實例，但如相關領域 技術人員所了解，各種等同修改在本技術範疇內為可能的。例如，儘管步驟以給定次序呈 現，但替代實施方式可以以不同次序執行各步驟。本文所述的各種實施方式亦可組合以提 供其它實施方式。
[0208] 由上文可理解，本文為達成說明目的而描述本技術的特定實施方式，但熟知結構 及功能未被詳細顯示或描述以避免不必要地模糊本技術實施方式的描述。若上下文允許， 則單數或複數術語亦可分別包括複數或單數術語。
[0209] 此外，在提及兩個或兩個以上項目的清單時，除非明確限制詞彙"或"僅意指排除 其它項目的單一項目，否則在該清單中使用"或"應解釋為包括（a)該清單中的任何單一項 目、（b)該清單中的所有項目或（c)該清單中項目的任意組合。另外，全文使用的術語"包 含"意指至少包括所述特徵，以使得不排除任何更多數目的相同特徵及/或其它類型的其它 特徵。亦應了解，本文為達成說明目的而描述特定實施方式，但在不偏離本技術的情況下可 進行各種修改。此外，儘管與本技術某些實施方式相關的優勢已在那些實施方式的情況中 加以描述，但其它實施方式亦可展示這些優勢，且並非所有實施方式均需要一定展示這些 優勢才能在本技術的範疇內。因此，本發明及相關技術可包含本文中未明確顯示或描述的 其它實施方式。
【權利要求】
1. 一種神經調製系統，包括： 包括近端部分和遠端部分的杆，其中所述杆設置用以將所述遠端部分血管內地定位在 人類患者的血管內的治療部位處； 在所述杆的遠端部分的神經調製組裝件；和 在所述杆的遠端部分並可在遞送狀態和展開狀態之間轉變的神經監測組裝件，其中所 述神經監測組裝件包括刺激電極陣列和記錄電極陣列，並且其中在展開狀態下所述刺激電 極陣列和所述記錄電極陣列被彼此側向間隔開並且所述神經調製組裝件的至少一部分在 所述刺激與記錄電極陣列之間。
2. 權利要求1所述的神經調製系統，其中： 所述刺激電極陣列包括第一陽極環路和第一陰極環路，所述第一陰極環路在所述第一 陽極環路與所述神經調製組裝件之間；和 所述記錄電極陣列包括第二陽極環路和第二陰極環路。
3. 權利要求2所述的神經調製系統，其中所述第一和第二陽極和陰極環路包括塗布有 金、鉬、鋁、不鏽鋼和鉬銥中的至少一種的鎳鈦諾絲。
4. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述刺激和記錄電極陣列中的至少之一包括 多-電極環路，所述多-電極環路具有沿周緣圍繞所述環路隔開的至少四個電極。
5. 權利要求1所述的神經調製系統，其中： 所述刺激電極陣列設置用以遞送雙極神經刺激；和 所述記錄電極組裝件設置用於雙極記錄神經活動。
6. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以遞送具有至少 20mA的強度的電流脈衝。
7. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以遞送約20Hz頻率 的波。
8. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列和所述記錄電極陣列具有 遞送狀態和展開狀態，並且其中所述刺激和記錄電極的外直徑在展開狀態下為約3-15_。
9. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述記錄電極陣列設置用以記錄小於1. 5 μ V 的信號。
10. 權利要求1所述的神經調製系統，其中所述刺激電極陣列設置用以向鄰近目標部 位的神經以至多1000 μ S的脈衝寬度提供雙相刺激。
11. 權利要求1所述的神經調製系統，還包括： 在所述神經調製組裝件的近端的第一球囊； 在所述神經調製組裝件的遠端的第二球囊； 圍繞所述第一球囊的外周緣的至少一部分延伸的第一傳導環，其中所述第一傳導環設 置用以界定所述記錄電極陣列的至少一部分；和 圍繞所述第二球囊的外周緣的至少一部分延伸的第二傳導環，其中所述第二傳導環設 置用以界定所述記錄電極陣列的至少一部分。
12. 權利要求1所述的神經調製系統，其中： 所述神經監測組裝件包括具有外表面的第一可膨脹體； 所述神經調製組裝件包括被置於所述第一可膨脹體內的第二可膨脹體，其中所述第二 可膨脹體設置用以向所述治療部位遞送治療有效的神經調製； 所述刺激電極陣列包括圍繞鄰近所述治療部位的第一可膨脹體的外表面延伸的至少 一個傳導部分；和 所述記錄電極陣列包括圍繞所述治療部位的遠端的第一可膨脹體的外表面延伸的至 少一個傳導部分。
13. 權利要求1所述的神經調製系統，其中： 所述神經監測組裝件包括具有外表面的第一可膨脹體； 所述神經調製組裝件包括被置於所述第一可膨脹體內的第二可膨脹體，其中所述第二 可膨脹體設置用以向所述治療部位遞送治療有效的神經調製； 所述刺激電極陣列包括在所述治療部位的近端的第一可膨脹體的外表面上的多個傳 導部分；和 所述記錄電極陣列包括在所述治療部位的遠端的第一可膨脹體的外表面上的多個傳 導部分。
14. 一種腎神經監測系統，包括： 包括近端部分和遠端部分的杆，其中所述杆設置用以將所述遠端部分血管內地定位在 人類患者的腎動脈內的治療部位；和 在所述杆的遠端部分的神經監測組裝件，所述神經監測裝置可在遞送狀態與展開狀態 之間轉變，其中所述神經監測裝置包括- 刺激電極組裝件，至少具有電極以及在展開狀態下3mm至15mm的外直徑，其中所述刺 激電極組裝件設置用以刺激在所述治療部位的近端的腎神經，和 在所述刺激電極組裝件的遠端的記錄電極，所述記錄電極組裝件至少具有電極以及在 展開狀態下3_至15_的外直徑，其中所述記錄電極組裝件設置用以記錄在所述治療部位 的遠端的神經活動。
15. 權利要求14所述的神經監測系統，還包括在所述刺激電極組裝件與所述記錄電極 組裝件之間的杆的遠端部分的神經調製組裝件，其中所述神經調製組裝件設置用以向所述 治療部位遞送治療有效的神經調製。
16. 權利要求14所述的神經監測系統，其中所述刺激電極組裝件在展開狀態下與所述 記錄電極組裝件側向間隔至少1〇_。
17. 權利要求14所述的神經監測系統，其中： 所述刺激電極組裝件包括刺激環路，所述刺激環路具有在其周緣上彼此隔開的多個電 極，個個電極是陽極、陰極和中性中的至少之一；和 所述記錄電極組裝件包括記錄環路，所述記錄環路具有在其周緣上彼此隔開的多個電 極，個個電極是陽極、陰極和中性中的至少之一。
18. 權利要求14所述的神經監測系統，其中： 所述刺激電極組裝件包括第一刺激環路以及在展開狀態下在所述第一刺激環路的遠 端的第二刺激環路，所述第一刺激環路是陽極並且所述第二刺激環路是陰極；和 所述記錄電極組裝件包括第一記錄環路以及第二記錄環路，所述第一記錄環路是陽極 並且所述第二記錄環路是陰極。
19. 一種監測腎神經活動的方法，所述方法包括： 將神經監測組裝件展開在人類患者的腎動脈中，其中所述神經監測組裝件包括在杆的 遠端部分的第一電極陣列，以及與所述第一電極陣列側向隔開的第二電極陣列； 將神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二電極陣列之間的腎動脈內的目標部 位； 用所述第一電極陣列刺激腎神經； 用所述第二電極組裝件記錄由所述刺激產生的腎神經活動；和 用所述神經調製組裝件向所述目標部位遞送治療有效的神經調製。
20. 權利要求19所述的方法，其中： 用所述第一電極陣列刺激腎神經包括用所述第一電極陣列傳遞多個刺激脈衝，每個刺 激脈衝具有在約100-400 μ s的脈衝長度下約20-60mA的強度； 用所述第二電極陣列記錄腎神經活動包括記錄所述第二電極陣列的個個電極的電圖， 其中所述電圖對應於由所述刺激脈衝產生的神經活動；和 檢測鄰近所述第二電極陣列的神經位置，其中所述第二電極陣列在所述第一電極陣列 的近端。
21. 權利要求19所述的方法，其中： 用所述第一電極陣列刺激腎神經包括向腎神經提供雙極刺激；和 用所述第二電極陣列記錄由所述刺激電極陣列的刺激產生的神經活動包括提供對所 述神經活動的雙極記錄，其中所述第二電極陣列在所述第一電極陣列的遠端。
22. 權利要求19所述的方法，其中用所述第一電極陣列刺激腎神經包括遞送具有至少 20mA的強度的電流脈衝。
23. 權利要求19所述的方法，其中將所述神經監測組裝件展開在所述腎動脈中包括將 所述第一電極陣列展開在所述第二電極陣列的近端，其中所述第一和第二電極陣列各包括 第一環路電極和第二環路電極。
24. 權利要求19所述的方法，其中將所述神經監測組裝件展開在腎動脈中包括將所述 第一電極陣列展開在所述第二電極陣列的近端，其中所述第一和第二電極陣列每個包括至 少一個多-電極環路，具有圍繞所述多-電極環路的周緣隔開的多個電極。
25. 權利要求19所述的方法，其中： 將所述神經監測組裝件展開在腎動脈中包括使在所述腎動脈內的第一球囊膨脹，其中 膨脹的第一球囊接觸所述腎動脈的內壁，並且其中所述第一和第二電極陣列在所述第一球 囊的外表面上； 將所述神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二電極陣列之間的腎動脈內的目標 部位包括使在所述第一球囊內的第二球囊膨脹，其中所述第二球囊設置用以接觸所述第一 球囊以界定神經調製區；和 用所述神經調製組裝件向所述目標部位遞送治療有效的神經調製包括對鄰近所述神 經調製區的腎動脈施加低溫冷卻。
26. 權利要求19所述的方法，其中： 刺激腎神經並記錄所得的神經活動是在向所述目標部位遞送第一循環的治療有效的 神經調製之後實施的；和 所述方法還包括在記錄的神經活動高於預定的閾值時用所述神經調製組裝件向所述 目標部位遞送第二循環的治療有效的神經調製。
27. -種監測腎神經活動的方法，所述方法包括： 將神經監測組裝件展開在人體的脈管中，其中所述神經監測組裝件包括第一多-電極 環和第二多-電極環； 將神經調製組裝件展開在介於所述第一與第二多-電極環之間的脈管中； 通過所述第一多-電極環的電極遞送信號脈衝； 針對在所述第二多-電極環上的每個電極分析電圖； 向所述治療部位提供治療有效的神經調製能量；和 確定所述神經調製是否治療性地處理鄰近所述治療部位的神經。
【文檔編號】A61B5/00GK104125799SQ201280054719
【公開日】2014年10月29日 申請日期:2012年11月6日 優先權日:2011年11月7日
【發明者】德韋恩·山崎實, 凱文·麥克法林, 凱文·毛赫, 文靜·李, 布賴恩·考特尼 申請人:美敦力阿迪安盧森堡有限責任公司