CN114098949B - 发生器和具有电极的导管 - Google Patents

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Abstract

提供了用于通过使用诸如能量输送导管(102)系统的肺组织修改系统(100)将能量输送到靶组织来治疗肺组织的系统和方法。示例性肺组织包括上皮(杯状细胞、纤毛假复层柱状上皮细胞和基底细胞)、固有层、粘膜下层、粘膜下腺、基膜、平滑肌、软骨和/或神经。该系统能够以用于治疗各种肺部疾病或病症，诸如COPD(例如，慢性支气管炎、肺气肿)、哮喘、间质性肺纤维化、囊性纤维化、支气管扩张、原发性纤毛运动障碍(PCD)和/或急性支气管炎。

Description

发生器和具有电极的导管
本申请是申请日为2017年06月27日、申请号为201780049985.9、发明名称为“发生器和具有电极的导管以及用于治疗肺通道的方法”的中国专利申请(其对应PCT申请的申请日为2017年06月27日、申请号为PCT/US2017/039527)的分案申请。
相关申请的交叉引用
本申请要求于2016年6月27日提交的标题为“Methods,Apparatuses,and Systemsfor the Treatment of Pulmonary Disorders”的美国专利申请No.62/355,164和于2017年4月25日提交的标题为“Methods,Apparatuses,and Systems for the Treatment ofPulmonary Disorders”的美国专利申请No.62/489,753的优先权和权益。前述两个申请的公开内容通过引用被整体并入本文。
背景技术
I.解剖结构
图1提供了肺部解剖结构的图示。空气沿着气管T向下行进并进入肺L，其中气管T分支成延伸遍及肺L的多个气道。气管T首先分叉到隆突CA处的右和左主干支气管MB中。这些主支气管MB进一步分为肺叶支气管LB、节段性支气管SB、亚节段支气管SSB，并以肺泡A终止。气道的直径随着气道的分叉而减小。气管T可具有约15mm至22mm的管腔直径，主干支气管MB可具有约12mm至16mm的管腔直径，肺叶支气管LB可具有约9mm至12mm的管腔直径，以及随后支气管的直径继续变得更小。气道的长度也随着每个节段而变化。在一些患者中，气管T具有约12cm的长度，主干支气管MB具有约4.8cm的长度，肺叶支气管LB具有约1.9cm的长度，并且随后的支气管的长度继续变得更短。此外，气道壁变得更薄并且当它们更远地移动到肺组织中时具有更少的支撑结构。
肺L的气道由各种层组成，每层具有一种或多种类型的细胞。图2示出了代表具有各种层和结构的气道壁W的横截面图。气道壁W的最内细胞层是上皮或上皮层E，其包括假复层柱状上皮细胞PCEC、杯状细胞GC和基底细胞BC。杯状细胞GC负责粘液M的分泌，粘液M排列在气道内壁上，形成粘液毯。假复层柱状上皮细胞PCEC包括延伸到粘液毯中的纤毛C。附着在上皮E上的纤毛C向鼻子和嘴部搏动，从而在气道向上推动粘液M以便将其排出。
基底细胞BC附着到基膜BM，并且在基膜BM下方存在粘膜下层或固有层LP。固有层LP包括各种不同类型的细胞和组织，诸如平滑肌SM。平滑肌负责支气管收缩和支气管扩张。固有层LP还包括粘膜下腺体SG。粘膜下腺体SG负责对病原体和外来物质的大部分炎症反应。同样，存在神经N。迷走神经的神经分支位于气道壁的外部或在气道壁内行进并支配粘液腺和气道平滑肌、结缔组织和各种细胞类型，包括成纤维细胞、淋巴细胞、肥大细胞，以及许多其它细胞。最后，在固有层LP下方存在软骨层CL。
图3提供了气道壁W的上皮E的横截面图，其显示了气道内的细胞连接的类型。假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC通过紧密连接TJ和粘附连接AJ彼此连接。假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC通过桥粒D连接到基底细胞BC。并且，基底细胞BC通过半桥粒H连接到基膜BM。
II.肺部病症
图4A-4B分别描绘了处于健康和患病状态的支气管气道B。图4A示出了处于健康状态的支气管气道B，其中存在正常量的粘液M并且没有炎症。图4B示出了处于患病状态的支气管气道B，诸如慢性阻塞性肺病，特别是慢性支气管炎。慢性支气管炎的特征是持续气流阻塞、慢性咳嗽和痰液产生连续两年每年至少三个月。图4B示出了导致气道阻塞的过量粘液M和炎症I。气道炎症I与增厚的上皮层E一致。
各种肺部病症和疾病导致气道阻塞。本文将简要描述这些病症和疾病中的一些。
A.慢性阻塞性肺部疾病(COPD)
慢性阻塞性肺部疾病(COPD)是一种常见疾病，其特征是由于诸如香烟烟雾或其它污染物的有害环境刺激导致的慢性不可逆气流阻塞和持续性炎症。COPD包括主要影响气道的一系列慢性支气管炎疾病；但是，肺气肿影响肺泡，气囊对气体交换负有责任。有些人具有两者的特征。
在慢性支气管炎中，气道结构和功能被改变。在慢性支气管炎中，诸如香烟烟雾或污染物的有害刺激被吸入并被气道识别为外来物，从而引发炎症级联反应。中性粒细胞、淋巴细胞、巨噬细胞、细胞因子和其它炎症标志物在长期暴露的人的气道中发现，从而引起慢性炎症和气道重塑。杯状细胞可能经历增生或肥大，在增生中，细胞数量增加，在肥大中，杯状细胞的大小增加。总体而言，杯状细胞产生更多的粘液作为对炎症刺激的反应并且去除吸入的毒素。多余的粘液导致进一步的气道管腔狭窄，从而导致更多的阻塞。纤毛被有害刺激损坏，并且因此多余的粘液保留在气道腔中，从而在吸气期间阻碍气流从近端到远端，并且在呼气阶段期间阻塞气流从远端到近端。平滑肌可以变得肥大和更厚，从而引起支气管收缩。粘膜下腺也可以变得增生和肥大，从而增加气道壁的总厚度，并进一步限制管腔的直径。
除了气道的腔直径减小之外，粘液分泌过多还可导致恶化或健康的总体变糟。由于粘液过多和纤毛受损，诸如细菌(如流感嗜血杆菌、肺炎链球菌、粘膜炎莫拉氏菌、金黄色葡萄球菌、铜绿假单胞菌、洋葱伯克霍尔德菌、机会性革兰氏阴性菌、肺炎支原体和肺炎衣原体)、病毒(鼻病毒、影响/副流感病毒、呼吸道合胞病毒、冠状病毒、单纯疱疹病毒、腺病毒)和其它生物(如真菌)的病原体可以繁殖，从而引起恶化，导致一系列症状。这些包括加重咳嗽、充血、痰量增加、痰液质量改变和/或呼吸短促。急性恶化的治疗可以包括口服或静脉注射类固醇、抗生素、氧气、气管内插管以及需要经由呼吸机进行机械通气。
B.哮喘
哮喘是气道疾病，其特征是气道高反应性。在哮喘中，上皮可以变厚，由于杯状细胞和粘膜下腺的过量产生，可以存在粘液分泌过多，并且平滑肌可以变厚。如本文所讨论的，粘液分泌过多或过多粘液可使病原体繁殖，从而导致感染。
C.间质性肺纤维化
间质性肺纤维化被认为是由肺组织的急性损伤引发的，其导致慢性和异常炎症。成纤维细胞响应于炎症而被激活，这导致肺纤维化、瘢痕形成和肺功能变糟。在诊断后的5年内，只有20％至30％的患者存活。
D.囊性纤维化(CF)
囊性纤维化(CF)是具有由遗传缺陷限定的肺表现的全身性疾病，其中囊性纤维化跨膜电导调节剂(CFTR)基因突变，从而导致不能排出的增厚的分泌物。慢性炎症通过杯状细胞和粘膜下腺导致气道重塑和分泌过多，导致气道收缩和难以完全消退的感染。
E.支气管扩张
支气管扩张是导致气道扩张、变厚和疤痕的病情。它通常是由于使气道壁损伤的感染或其它病情而发生，阻止气道清除粘液，或两者兼而有之。在这种情况下，呼吸道失去了清除粘液的能力，这可能导致反复感染。每次感染都会造成额外的伤害，最终导致中度气流阻塞。支气管扩张可由遗传性病症引起，诸如原发性纤毛运动障碍或可能是源于特发性。
III.肺部治疗
在一些情况下，对肺部病症的最有效治疗是改变生活方式，特别是戒烟。在COPD中尤其如此。但是，许多患者不能或不愿意停止吸烟。目前有多种治疗方法可用于减轻肺部病症的症状。
A.药物
COPD可以用一种或多种药物进行控制，诸如短效贝塔(beta)激动剂(SABA)、长效贝塔激动剂(LABA)、长效毒蕈碱拮抗剂(LAMA)、类固醇、慢性抗生素疗法，或诸如罗氟司特的PDE4抑制剂。SABA和LABA作用于气道中平滑肌的贝塔受体，引起支气管扩张。LAMA通过抗胆碱能通路起作用，从而抑制乙酰胆碱的释放，引起支气管扩张。LABA和LAMA已被证明可以减少呼吸困难、减少恶化的频率和改善生活质量，但尚未证明降低死亡率。噻托溴铵是一种LAMA，可以减缓肺功能下降的速度，并增加直到恶化的时间。吸入皮质类固醇直接靶向炎症。吸入糖皮质激素已被证实可减少恶化，但对肺功能和死亡率几乎没有影响。已经制定了LABA、LAMA和吸入皮质类固醇药品的组合。已知吸入氧气会减少呼吸困难并改善死亡率，但这些结果仅与严格标准所代表的晚期疾病相关联，并且需要通过鼻插管或替代装置进行长期给药。
COPD还可以用一种或几种口服药物进行控制，诸如PDE4抑制剂、类固醇和抗生素。罗氟司特是一种口服药物，它是PDE4酶的选择性长效抑制剂。它具有很强的抗炎作用，但耐受性不好，具有腹泻、体重减轻、恶心、食欲减退和腹痛等不良反应。可以给患者开诸如泼尼松的口服类固醇的处方，以便在恶化期间治疗急性炎症。已知患者如果戒断导致另外的恶化，那么继续长期口服类固醇。口服类固醇具有许多副作用，诸如体重增加、失眠、甲状腺功能障碍和骨质疏松症等。阿奇霉素或长期服用抗生素已被证明可以减少COPD恶化的频率。抗生素可以通过杀死导致恶化的病原体或通过其它机制(诸如利用大环内酯类抗生素已证明的减少粘液分泌)经由抗微生物作用实现这一目的。长期服用抗生素的副作用包括听力损失和抗生素耐药性。
患者通常不遵守规定的呼吸药物。吸入疗法需要深吸气以及与吸气同步，许多患者，尤其是老年人，无法执行。除了成本、经验副作用或两者之外，其次患者可能跳过剂量。所有这些因素共同导致剂量给药不足和不一致。
哮喘的严重程度在成人中可以从轻度疾病到持续性疾病。通过触发避免和短效贝塔激动剂(SABA)可以充分控制轻度疾病，而持续性哮喘的主要疗法是吸入糖皮质激素。经常性使用吸入糖皮质激素已经在临床试验中证明减少对救援吸入器的需求、改善肺功能、减少症状和预防恶化。一些患者受益于添加白三烯调节剂或LABA。噻托溴铵可以是改善肺功能的另一种选择，而不仅仅是吸入糖皮质激素。非常严重的病例可能需要口服皮质类固醇的临时或长期治疗。
对于间质性肺纤维化(IPF)没有已知的治愈方法。治疗的主要方法是在需要时补充氧气和预防性措施，诸如接种疫苗。吡非尼酮是一种被批准用于IPF的抗纤维化剂，试图减缓成纤维细胞病灶、胶原沉积和疾病的炎症细胞浸润。在临床试验中，吡非尼酮已被证明可以减少肺活量的下降(肺功能的测量)，并证实减少全因死亡率。尼达尼布(Nintedanib)是被批准用于IPF的另一种药剂，并且经由受体阻断剂对介导致纤维生长因子(例如，血小板衍生的生长因子、血管内皮生长因子、成纤维细胞生长因子)的表达的多种酪氨酸激酶起作用。它似乎减缓了IPF疾病进展的速度。没有设备疗法被批准用于IPF。
囊性纤维化的治疗已迅速从胸部物理疗法和补充氧气发展到靶向CFTR基因中潜在缺陷的疗法。伊伐卡托(Ivacaftor)是一种CFTR增效剂，通过离子通道改善氯离子的转运，这是被批准用于几种CFTR基因突变的FDA。在临床试验中，它已被证明可以改善FEV1并减少恶化的频率。它还可以改善粘膜纤毛和咳嗽清除。但是，当单独用于具有最常见的德尔塔(delta)F508缺失的患者时，它不会改善结果。其它靶向疗法正在进行临床试验。通常开慢性抗生素处方用于CF，包括可能具有抗炎作用的阿奇霉素和吸入妥布霉素以治疗铜绿假单胞菌。与其它阻塞性疾病一样，CF患者可从包括LABA和LAMA在内的支气管扩张剂中获益。促进气道分泌物清除的药剂包括吸入DNase以降低粘液的粘度，吸入高渗盐水以从粘液中的气道吸取水，以及裂解粘液糖蛋白内的二硫键的吸入N-乙酰半胱氨酸。指南建议不要长期使用吸入皮质类固醇，但是口服类固醇可以用于恶化的病例。
支气管扩张是导致气道腔内口径的过度扩张的宿主损伤反应的解剖学表现，并且因此疗法通常针对原发病的原因。这些可以是非结核分枝杆菌感染、原发性免疫缺陷、过敏性支气管肺和曲霉病等。急性恶化的治疗重点是用抗生素治疗有害的细菌病原体。大环内酯类和非大环内酯类抗生素已被证明可减少恶化的频率。在不存在CF的情况下使用吸入抗生素尚不清楚，粘液溶解剂的使用也是如此。支气管扩张剂可以用于肺活量测定中有气道阻塞迹象的患者。
原发性睫状运动障碍(PCD)干预旨在通过每日胸部物理疗法和迅速治疗呼吸道感染来改善分泌物清除并减少呼吸道感染。雾化DNase和其它粘液溶解药品的作用尚不太清楚。
由气道中的病原体引起的呼吸道感染可以与这些疾病中的任何一种一起发生，并且通常用抗生素治疗。不幸的是，该领域的药品开发正在下降，目前的疗法具有很大的局限性。一个问题是没有一种药剂能够治疗这些患者中发现的病原体谱。虽然可以进行痰液测试来确定常驻病原体或病原体，但这有时需要通过支气管镜检查以特殊技术获得样本以避免样品污染，这通常影响其它收集方法和方式。另一个问题是，由于病原体对这些疗法产生抗性，目前可用的药物并不总是有效。
B.介入手术
最近，几个小组已经开发了COPD的介入手术。外科肺减容(LVR)已被证明是一种有效的疗法，但是发病率和死亡率在这种体弱人群中很高。支气管镜肺减容(BLVR)可以通过放置单向阀、线圈、蒸汽流消融或通过将基于生物或聚合物的组织胶输送到目标肺叶中来实现。LVR/BLVR的生理目标是肺气肿，其特别针对这些患者所经历的过渡膨胀。在几个研究中，BLVR已被证实可改善肺功能和生活质量。减容疗法对具有慢性支气管炎的患者无效，慢性支气管炎是气道疾病，而不是肺泡疾病。
另一种新兴疗法是肺去神经支配，其中支配气道的副交感神经被消融，理论上通过使反应性气道平滑肌失能而导致慢性支气管扩张。该效果可以与如LABA和LAMA的支气管扩张剂药物类似，但提供长期效果，而没有药物剂量给药时所见的典型峰和谷。由于这种模态仅进行近端治疗，因此它可能对上气道的影响有限，而较高阻力气道在呼吸道中较低。
已经描述了各种热消融途径作为治疗患病气道的疗法，但是所有这些方法都具有与控制消融和/或靶向特定细胞类型相关联的限制和挑战。通过将液氮直接喷射到支气管壁上来施加喷雾冷冻疗法，目的是消融浅表气道细胞并在支气管壁上启动再生作用。由于操作者(例如医生)基本上是“喷涂”壁，因此在没有适当的控制器的情况下，治疗的覆盖范围、剂量和/或深度可以高度依赖于操作者。这可能导致不完全的处理，具有没用氮气直接喷洒的略过区域。缺乏精确的深度控制还可能导致对治疗靶标之外的组织(诸如固有层和软骨)的意外伤害，尤其是因为气道壁厚度可能变化。还描述了射频和微波消融技术，其中能量在各种位置被输送到气道壁以消融患病组织。由于不受控制的热传导、无法测量实际组织温度来控制能量输送、重叠治疗的风险以及支气管的可变壁厚，这些疗法也可导致对治疗靶标之外的组织的意外伤害。另外，由于它们都需要重新定位导管以用于多种能量应用，因此也可能发生不完全治疗。所有这些热消融技术都非选择性地消融气道壁的各个层，通常不期望地消融上皮之外的非靶标组织。由于对上皮的治疗靶标之外的组织的损伤，可能触发炎症级联反应，从而导致炎症，这可能导致恶化和重塑。因此，可能进一步减少气道管腔。因此，需要继续改进介入手术，使得这些手术更加可控、针对与生理疾病相匹配的特定深度和结构，同时限制炎症反应和重塑的量。
Asthmatx先前已开发出射频消融系统以进行支气管热成形术。操作者在气道中部署导管并激活电极，从而在气道组织中产生热量以便热消融平滑肌。由于与手术中产生的热量相关联的急性炎症，许多患者经历急性恶化。在AIR2临床研究中，与假手术组相比，患者在12个月时的哮喘生活质量问卷中没有经历临床显著改善。但是，治疗组的恶化次数更少并且急诊室就诊次数减少。FDA批准了该手术，但由于副作用和被保险公司指定为研究性手术，因此该手术不常用。
因此，对于更受控的、针对与病理生理学异常相匹配的特定结构和/或病原体的、能够在适当深度处理相对大的表面区域并限制炎症反应和重塑量的介入手术存在未被满足的需求。本发明满足这些目标中的至少一些目标。
发明内容
本文描述了用于治疗或操纵肺部组织和/或治疗肺部疾病或病症的装置、系统和方法的实施例，肺部疾病或病症是诸如COPD(例如，慢性支气管炎、肺气肿)、哮喘、间质性肺纤维化、囊性纤维化、支气管扩张、原发性纤毛运动障碍(PCD)、急性支气管炎和/或其它肺部疾病或病症，或者是与之相关联的肺部疾病或病症，其中这些实施例中的任何一个实施例中的一个或多个特征可以与一个或多个其它实施例中的一个或多个特征组合以形成在本公开的范围内的新的实施例。示例性肺组织包括但不限于上皮(杯状细胞、纤毛假复层柱状上皮细胞和基底细胞)、固有层、粘膜下层、粘膜下腺、基膜、平滑肌、软骨、神经、位于组织附近或其内的病原体，或前述任何或所有的组合。
本文公开的方法、装置和系统可以通过使用肺组织修改系统(例如，能量输送导管系统)将通常以高压脉冲为特征的能量输送至靶组织来治疗肺组织。在一些实施例中，能量输送的性质允许去除靶组织而没有临床上显著的炎性愈合反应，而在其它实施例中，一些炎性愈合反应被认为是可接受的。这进一步允许在手术后数天内再生健康的新靶组织。在其它实施例中，能量输送的性质允许例如通过破坏去除驻留在气道中的病原体，而基本上不影响或伤害任何其它气道结构。
在第一方面，提供了一种用于减少患者肺通道中粘液分泌过多的系统，该系统包括：a)导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在肺通道内，使得所述至少一个电极能够将非热能传输到肺通道的气道壁，以及b)与所述至少一个电极电连通的发生器，其中发生器包括至少一个能量输送算法，该能量输送算法被配置为提供可传输到气道壁的、选择性地治疗与气道壁内粘液分泌过多相关联的特定细胞的非热能的电信号，从而导致减少气道壁的粘液分泌过多。
在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。在一些实施例中，去除包括细胞脱离。例如，细胞脱离可以通过介电电泳来实现。在一些实施例中，去除包括细胞死亡。例如，细胞死亡可以通过电穿孔来实现。或者，细胞死亡可以通过其它机制发生。同样，去除可以包括介电电泳和电穿孔或其它机制的组合。
在一些实施例中，特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。例如，上皮细胞可以包括异常或增生的杯状细胞。或者，上皮细胞可以包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
在一些实施例中，特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。在一些实施例中，特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。在一些实施例中，特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地修改特定细胞以更改粘液产生。
在一些实施例中，电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。在一些情况下，每个脉冲在大约500V到10kV之间。在其它情况下，每个脉冲在大约500-4000V之间。
在一些实施例中，所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。可以认识到的是，在一些实施例中，每个脉冲是双相的。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。在一些实施例中，发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。在一些情况下，气道壁的状况包括特定细胞的治疗的完整性。
在一些情况下，气道壁的状况包括缺乏特定细胞的治疗效果。
在一些实施例中，发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，该处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。在其它实施例中，安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中发生器还包括处理器，该处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
在一些实施例中，导管包括至少两个可扩展以接触肺通道的气道壁的突起。在一些实施例中，所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。在一些实施例中，导管包括轴，并且其中该轴不穿过能够扩展的篮。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。在一些实施例中，所述多条导线可同时通电。在其它实施例中，所述多条导线中的至少一些导线可个别地通电。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。在这样的实施例中，单独电极可以具有线圈形状。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，该多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
在一些实施例中，该系统还包括可在导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
在本发明的第二方面，提供了一种用于在患者的异常功能的肺通道中再生规范性健康组织的系统，该系统包括：a)导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端配置为定位在肺通道内，使得所述至少一个电极能够将非热能传输到肺通道的气道壁，以及b)与所述至少一个电极电连通的发生器，其中发生器包括至少一个能量输送算法，该能量输送算法被配置为提供可传输到气道壁的、从气道壁去除异常功能的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构以便允许用规范性健康组织再生气道壁的非热能的电信号。
在一些实施例中，去除包括细胞脱离。例如，细胞脱离可以通过介电电泳来实现。在一些实施例中，去除包括细胞死亡。例如，细胞死亡可以通过电穿孔来实现。或者，细胞死亡可以通过其它机制发生。同样，去除可以包括介电电泳和电穿孔或其它机制的组合。
在一些实施例中，异常功能的细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。在一些情况下，上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。在一些情况下，上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。在一些实施例中，异常功能的细胞包括粘膜下腺，并且其中去除包括使粘膜下腺细胞死亡。
在一些实施例中，电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。在一些情况下，每个脉冲在大约500V到10kV之间。在其它情况下，每个脉冲在大约500-4000V之间。在一些实施例中，至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。在一些实施例中，每个脉冲是双相的。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。在一些实施例中，发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
在一些实施例中，该系统还包括沿着能量导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
在一些实施例中，气道壁的状况包括缺乏去除异常功能的细胞的效果。
在一些实施例中，发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，该处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。在其它实施例中，安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中发生器还包括处理器，该处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
在一些实施例中，导管包括至少两个可扩展以接触肺通道的气道壁的突起。在一些情况下，所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中该轴不穿过能够扩展的篮。
在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。在一些实施例中，所述多条导线可同时通电。在其它实施例中，所述多条导线中的至少一些导线可个别地通电。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。在这种情况下，单独电极可以具有线圈形状。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，该多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
在一些实施例中，该系统还包括可在导管上推进以使使所述至少两个突起塌缩的护套。
在本发明的第三方面，提供了一种用于在患者的异常功能的肺通道中再生规范性健康组织的系统，该系统包括：a)导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在肺通道内，使得能量输送主体能够将非热能传输到肺通道的气道壁，以及b)与所述至少一个电极电连通的发生器，其中发生器包括至少一个能量输送算法，该能量输送算法被配置为提供可传输到气道壁的、从气道壁去除导致肺通道的异常功能的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构以便允许用规范性健康组织再生气道壁的非热能的电信号。
在一些实施例中，去除包括细胞脱离。例如，电信号可通过介电电泳使细胞脱离。在一些实施例中，去除包括细胞死亡。
在一些实施例中，细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。例如，上皮细胞可以包括异常或增生的杯状细胞。或者，上皮细胞可以包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
在一些实施例中，细胞包括淋巴细胞、巨噬细胞、嗜酸性粒细胞、成纤维细胞、浆细胞、肥大细胞、白细胞或这些细胞的组合。在一些实施例中，细胞包括粘膜下腺，并且其中去除包括使粘膜下腺细胞死亡。在其它实施例中，细胞包括病原体。
在一些实施例中，电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。例如，每个脉冲可以在大约500V到10kV之间。或者，每个脉冲可以在大约500-4000V之间。在一些实施例中，至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。在一些实施例中，每个脉冲是双相的。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。
在一些实施例中，发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
在一些实施例中，气道壁的状况包括缺乏去除细胞的效果。
在一些实施例中，发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，该处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中发生器还包括处理器，该处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
在一些实施例中，导管包括至少两个可扩展以接触肺通道的气道壁的突起。在一些实施例中，所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中该轴不穿过能够扩展的篮。
在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
在一些实施例中，所述多条导线可同时通电。在其它实施例中，所述多条导线中的至少一些导线可个别地通电。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。在这样的实施例中，单独电极可以具有线圈形状。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，该多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
在一些实施例中，该系统还包括可在导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
在本发明的第四方面，提供了一种用于从身体通道去除上皮细胞的系统，该系统包括：a)导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在身体通道内，使得至少一个电极能够将非热能传输到身体通道的壁，以及b)与所述至少一个电极电连通的发生器，其中发生器包括至少一个能量输送算法，该能量输送算法被配置为提供可传输到气道壁的、通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生壁的非热能的电信号。
在一些实施例中，上皮细胞包括杯状细胞。在其它实施例中，上皮细胞包括纤毛假复层柱状上皮细胞。在还有的其它实施例中，上皮细胞包括杯状细胞和纤毛假复层柱状上皮细胞但不包括基底细胞。
在一些实施例中，身体通道包括肺通道。例如，身体通道可以包括血管、淋巴管、肾小管、食道、胃、小肠、大肠、大肠、阑尾、直肠、膀胱、输尿管、咽部、口腔、阴道、尿道或腺体的管道。
在一些实施例中，电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。在一些实施例中，每个脉冲在大约500V到10kV之间。在其它实施例中，每个脉冲在大约500-4000V之间。在一些实施例中，至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。在一些实施例中，每个脉冲是双相的。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。在一些实施例中，发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
在一些实施例中，该系统还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。在一些实施例中，气道壁的状况包括缺乏细胞脱离的效果。
在一些实施例中，发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，该处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。在一些实施例中，安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中发生器还包括处理器，该处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
在一些实施例中，导管包括至少两个可扩展以接触肺通道的气道壁的突起。在一些实施例中，所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。在一些实施例中，导管包括轴，并且其中该轴不穿过能够扩展的篮。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
在一些实施例中，所述多条导线可同时通电。在一些实施例中，所述多条导线中的至少一些导线可个别地通电。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。在这种情况下，单独电极可以具有线圈形状。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，该多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
在一些实施例中，该系统还包括可在导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
在本发明的第五方面，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，该系统包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，每个电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲，以及其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液的分泌过多。
在一些实施例中，每个脉冲在大约500-4000伏之间。
在一些实施例中，能量以单极方式输送，并且每个脉冲在大约2000-3500伏之间。在其它实施例中，能量以双极方式输送，并且每个脉冲在大约500-1900伏之间。
在一些实施例中，特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
在一些实施例中，脉冲电压的增加使得能量选择性地治疗位于肺通道壁内更深处的特定细胞。
在一些实施例中，所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz的范围内的频率。
在一些实施例中，能量低于用于治疗肺通道内的软骨层的阈值。在一些实施例中，能量低于引起热消融的阈值。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为接触肺通道的壁并监测壁处或壁中的温度的温度传感器。
在一些实施例中，处理器与温度传感器通信，并且其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。在一些实施例中，每个脉冲是双相的。
在一些实施例中，治疗包括去除特定细胞。
在一些实施例中，特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
在一些实施例中，特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。在一些实施例中，特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中处理器与心脏信号同步地提供能量的电信号。
在一些实施例中，处理器在心脏信号的ST段期间提供能量的电信号。在其它实施例中，处理器在心脏信号的QT间隔期间提供能量的电信号。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为接触肺通道的壁并监测壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示壁的状况的指示器通信。在一些实施例中，气道壁的状况包括特定细胞的治疗的完整性。在一些实施例中，气道壁的状况包括缺乏对特定细胞的治疗效果。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测肺通道的壁的参数的至少一个传感器，其中处理器基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈循环。
在本发明的第六方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，该系统包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液分泌过多，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器基于该状况修改至少一个能量输送算法的至少一个参数。
在一些实施例中，所述至少一个参数包括电压、频率、封包持续时间、循环计数、能量封包的数量、休息时段或死区时间。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括温度传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的温度。
在一些实施例中，所述至少一个参数包括电压，并且其中如果温度达到温度阈值，则处理器降低电压。
在一些实施例中，如果温度达到温度阈值，则处理器停止提供能量的电信号。
在一些实施例中，该系统还包括导管，其中导管包括至少一个可定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的电极，其中所述至少一个传感器包括温度传感器并且所述状况包括所述至少一个电极的温度。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的阻抗。在一些实施例中，处理器将阻抗与阻抗阈值进行比较，并且如果阻抗高于阻抗阈值，则使发生器提供警报。
在一些实施例中，该系统还包括导管，其中导管包括可定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的至少一个电极，并且其中警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极未正确定位的指示。
在一些实施例中，所述至少一个参数包括电压，并且其中如果阻抗达到阻抗阈值，则处理器降低电压。
在一些实施例中，如果阻抗达到阻抗阈值，则处理器停止提供能量的电信号。在一些实施例中，所述至少一个传感器包括温度传感器、阻抗传感器、表面电导传感器、膜电位传感器、电容传感器、力传感器或压力传感器。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中处理器与心脏信号同步地提供能量的电信号。在一些实施例中，肺通道的状况包括特定细胞的治疗的完整性。在一些实施例中，肺通道的状况包括缺乏对特定细胞的治疗效果。
在本发明的第七方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，该系统包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中处理器选择至少两个能量输送算法中的一个并根据至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液分泌过多，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器选择至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括温度传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的温度。
在一些实施例中，该系统还包括导管，其中导管包括至少一个可定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的电极，其中所述至少一个传感器包括温度传感器并且所述状况包括所述至少一个电极的温度。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的阻抗。在一些实施例中，处理器将阻抗与阻抗阈值进行比较，并且如果阻抗高于阻抗阈值，则使发生器提供警报。在一些实施例中，所述至少一个参数包括电压，并且其中如果阻抗达到阻抗阈值，则处理器降低电压。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括温度传感器、阻抗传感器、表面电导传感器、膜电位传感器、电容传感器、力传感器或压力传感器。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中处理器与心脏信号同步地提供能量的电信号。在一些实施例中，肺通道的状况包括特定细胞的治疗的完整性。在一些实施例中，肺通道的状况包括缺乏对特定细胞的治疗效果。
在本发明的第八方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除异常功能的细胞，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器基于该状况修改至少一个能量输送算法的至少一个参数。
在本发明的第九方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除对肺通道的异常功能有贡献的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构，以便允许用规范性健康组织再生气道壁，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器基于该状况修改至少一个能量输送算法的至少一个参数。
在本发明的第十方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生气道壁，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器基于该状况修改至少一个能量输送算法的至少一个参数。
在本发明的第十一方面中，提供了一种用于治疗患者肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中处理器选择至少两个能量输送算法中的一个并根据至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除异常功能的细胞，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器选择至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
在本发明的第十二方面中，提供了一种用于治疗患者肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中处理器选择至少两个能量输送算法中的一个并根据至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除对肺通道的异常功能有贡献的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构，以便允许用规范性健康组织再生气道壁，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器选择至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
在本发明的第十三方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：a)发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中处理器选择至少两个能量输送算法中的一个并根据至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生壁，以及b)与处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且处理器选择至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
在本发明的第十四方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：a)导管，具有至少一个可定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便向肺通道传输能量的电极，b)沿着导管设置以便感测肺通道的状况以生成状况值的至少一个传感器，以及c)具有处理器的发生器，该处理器被配置为如果传感器值高于阈值则提供警报。
在一些实施例中，所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况值包括肺通道的壁的一部分的阻抗。
在一些实施例中，警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极未正确定位的指示。在其它实施例中，警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极有缺陷的指示。
在本发明的第十五方面中，提供了一种用于治疗患者的肺通道的系统，该系统包括：a)心脏监测器，被配置为获取患者的心脏信号，b)发生器，向至少一个电极提供能量的电信号，所述至少一个电极可定位在肺通道内，使得能量可传输到肺通道，其中发生器与心脏信号同步地提供电信号。
在一些实施例中，心脏监测器被配置为在心脏信号中的预定点处将心脏同步脉冲发送到发生器，并且其中发生器在接收到心脏同步脉冲开始预定延迟之后提供能量的电信号。在一些实施例中，预定点是心脏信号的R波的峰。在一些实施例中，预定延迟在50-100毫秒的范围内。
在一些实施例中，发生器包括处理器，该处理器监测多个心脏同步脉冲、计算连续心脏同步脉冲之间的时间间隔，并且如果时间间隔对于预定数量的心脏同步脉冲不一致，则阻止发生器提供电信号。在一些实施例中，心脏同步脉冲的预定数量是五。在其它实施例中，心脏同步脉冲的预定数量是三。在一些实施例中，如果先前已经阻止发生器提供电信号，则处理器减少心脏同步脉冲的预定数量。在一些实施例中，发生器被配置为在心脏信号的ST段期间发送电信号。在一些实施例中，发生器被配置为在心脏信号的QT间隔期间发送电信号。在一些实施例中，发生器被配置为在心脏信号的T波期间不发送电信号。在一些实施例中，发生器被配置为在消隐时段期间不发送电信号。在一些实施例中，消隐时段是在心脏信号的R波峰之后的100-200毫秒。
在一些实施例中，该系统还包括所述至少一个电极安装在其上的导管。
在一些实施例中，该系统还包括成像模态，成像模态被配置为对肺通道成像。在一些实施例中，成像模态包括支气管镜。
在本发明的第十六方面中，提供了一种用于减少患者的肺通道中的粘液分泌过多的系统，该系统包括：a)导管，包括设置在其远端附近的能量输送主体，其中能量输送主体包括至少两个可扩展以接触肺通道的壁的突起，其中每个突起包括至少一个电极；以及b)发生器，其向所述至少一个电极提供电信号，所述至少一个电极以能量剂量向壁传输非热能，其中能量剂量选择性地治疗与气道壁内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少气道壁的粘液分泌过多。
在一些实施例中，所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中该轴不穿过能够扩展的篮。
在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。在一些实施例中，所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量剂量集中在沿着肺通道壁的特定位置处。
在一些实施例中，所述多条导线可同时通电。在其它实施例中，所述多条导线中的至少一些导线可个别地通电。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起上的单独电极。在这样的实施例中，单独电极可以具有线圈形状。
在一些实施例中，导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，该多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
在一些实施例中，该系统还包括可在导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。特定细胞可以包括上皮细胞但不包括基底细胞。在一些情况下，上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。在其它情况下，上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
在一些实施例中，去除包括细胞脱离。在其它实施例中，去除包括细胞死亡。
在一些实施例中，特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
在一些实施例中，特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
在一些实施例中，特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地修改特定细胞以更改粘液产生。
在一些实施例中，电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。在一些情况下，每个脉冲在大约500V到10kV之间。
在一些实施例中，该系统还包括沿着能量输送主体设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。
在一些实施例中，发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
在一些实施例中，该系统还包括沿着能量输送主体设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
在一些实施例中，发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，该处理器被配置为分析心脏信号并识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
在一些实施例中，该系统还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中发生器还包括处理器，该处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据来修改电信号，以便创建一个反馈循环。
在本发明的第十七方面中，提供了一种用于减少患者的肺通道中的粘液分泌过多的方法，包括：a)将至少一个电极定位在肺通道内，使得所述至少一个电极设置在肺通道的气道壁的一部分附近或靠着肺通道的气道壁的一部分，以及b)使所述至少一个电极通电，以便将非热能输送到气道壁的所述部分，其中非热能选择性地治疗与粘液分泌过多相关联的气道壁的所述部分内的特定细胞，使得减少肺通道的粘液分泌过多。
在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。在一些情况下，特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。在一些情况下，上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。在其它情况下，上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
在一些实施例中，去除包括细胞脱离。例如，去除可以包括通过介电电泳使细胞脱离。在一些实施例中，去除包括细胞死亡。
在一些实施例中，特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
在其它实施例中，特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
在其它实施例中，特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
在一些实施例中，选择性治疗包括选择性地修改特定细胞以更改粘液产生。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括形成能够扩展的篮的多条导线，并且其中将所述至少一个电极定位在肺通道内包括使能够扩展的篮扩展，使得所述多条导线中的至少一条导线接触肺通道的气道壁。在一些实施例中，所述多条导线充当单极电极，并且该方法还包括将返回电极定位在患者附近。在一些实施例中，所述多条导线充当双极电极。
在一些实施例中，所述至少一个电极包括至少两个电极，并且其中通电包括使所述至少两个电极通电以充当双极对。
在一些实施例中，非热能具有能量剂量，并且该方法还包括使所述至少一个电极重新通电，以便输送具有不同能量剂量的非热能。
在一些实施例中，所述重新通电步骤是响应于感测到的气道壁的所述部分的状况。在一些实施例中，感测到的状况包括温度。在其它实施例中，感测到的状况包括阻抗。
在一些实施例中，该方法还包括使所述至少一个电极重新通电，以便选择性地治疗气道壁的所述部分内的不同细胞。在一些实施例中，特定细胞包括上皮细胞，并且不同细胞包括粘膜下细胞。
在一些实施例中，使所述至少一个电极通电包括与患者的心动周期同步地使所述至少一个电极通电。在一些实施例中，同步包括在心动周期的T波之外。
在一些实施例中，该方法还包括将所述至少一个电极重新定位在肺通道内，使得所述至少一个电极设置在肺通道的气道壁的不同部分附近或靠着肺通道的气道壁的不同部分，并且使所述至少一个电极通电，以便将能量输送到气道壁的所述不同部分。在一些实施例中，所述部分和所述不同部分彼此相邻。
在一些实施例中，该方法还包括将所述至少一个电极定位在患者的不同肺通道内，使得所述至少一个电极设置在不同肺通道的气道壁的一部分附近或靠着不同肺通道的气道壁的一部分，并且使所述至少一个电极通电，以便将能量输送到所述不同肺通道的气道壁的所述部分。
在一些实施例中，非热能由具有包括至少一个能量封包的波形的电信号提供，其中每个能量封包包括一系列脉冲。在一些实施例中，每个脉冲在大约500-4000伏之间。在一些实施例中，每个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。
在以下与附图有关的描述中进一步详细描述这些和其它实施例。
通过引用并入本文
本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请均通过引用并入本文，其程度如同每个个别的出版物、专利或专利申请都被具体和个别地指示为通过引用并入本文一样。
附图说明
在所附权利要求中特别阐述了本发明的新颖特征。通过参考以下阐述说明性实施例和附图的详细描述将获得对本发明的特征和优点的更好理解，在说明性实施例中利用了本发明的原理，并且附图中：
图1提供了肺部解剖结构的图示。
图2示出了代表具有各种层和结构的气道壁的横截面图。
图3提供了气道壁的上皮的横截面图，其显示了气道内的细胞连接的类型。
图4A-4B分别描绘了处于健康和患病状态的支气管气道。
图5示出了用于治疗患者的肺组织修改系统的实施例。
图6提供了图5中所示的治疗性能量输送导管的实施例的近视图。
图7是肺组织修改系统的实施例的示意图。
图8A-8B分别示出了插入在患者的嘴/口腔和患者的鼻子/鼻腔中的支气管镜。
图9、图10、图11示出了导管的远端定位到主干支气管中以治疗气道。
图12是示出本文描述的以逐步途径治疗患者的方法的流程图。
图13示出了由能量输送算法提供的信号的波形的实施例。
图14示出了另一个能量输送算法的示例波形。
图15示出了另一个能量输送算法的示例波形。
图16示出了另一个能量输送算法的示例波形。
图17示出了其中输送的能量通过使细胞从气道壁脱离而导致细胞被去除的实施例。
图18示出了其中输送的能量使细胞死亡，最终从气道壁去除细胞的实施例。
图19示意性地示出通过介电电泳效应去除上皮细胞。
图20是示出人类心脏的样本心电图(ECG)描记线的部分的曲线图，突出显示了其中期望经由能量输送主体将能量脉冲输送到肺通道的时段。
图21是描绘用于使能量的输送与心动周期同步的方法的实施例的流程图。
图22示出了经由鼻子或嘴进入肺组织，诸如薄壁组织。
图23A-23B分别描绘了使用共聚焦激光内窥显微镜(CLE)和光学相干断层扫描(OCT)可获得的肺通道的示例图像。
图24描绘了具有单个能量输送主体的能量输送导管的实施例，该单个能量输送主体包括由形成螺旋形篮的多个条带或导线形成的电极。
图25描绘了其中能量输送导管包括两个能量输送主体的实施例。
图26描绘了具有单个能量输送主体的能量输送导管的实施例，包括，其中能量输送主体安装在延伸穿过能量输送主体的轴上。
图27示出了其中两个能量输送主体都承载在单个轴上的实施例。
图28A示出了其中一个能量输送主体能量在扩展时在形成半篮形状的一端不受约束的实施例。
图28B示出了其中两个能量输送主体都包括编织金属线，该金属线被配置为在扩展时形成半篮的实施例。
图29示出了由可通电导线构成的编织导线篮能量输送主体，其中一些导线被绝缘，其中绝缘的部分被去除以限定有源区域。
图30示出了其中管被激光切割以形成其两端通过管本身被约束的塌缩篮的另一个实施例。
图31示出了能量输送主体的实施例，该能量输送主体包括绝缘的导线，并且一个或多个单独的附加电极(被示出为线圈)连接到绝缘篮导线以形成有源区域。
图32示出了包括多个尖齿的能量输送主体的实施例。
图33示出了包括一个或多个突起的能量输送主体的实施例。
图34示出了包括一个或多个突起的能量输送主体的实施例，其中每个突起由非导电材料形成并且承载、支撑和/或以其它方式耦合到单独的电极。
图35示出了具有两个能量输送主体的导管的实施例，每个能量输送主体具有可扩展线圈的形状。
图36示出了包括具有宽度和长度的线圈的能量输送主体的实施例，其中线圈的长度被预成形为基本上圆形的图案。
图37示出了包括具有电极的杆的能量输送主体的实施例，其中杆的长度被预成形为基本上圆形的图案。
图38示出了导管的实施例，该导管具有向近侧撤回的护套，从而暴露一个或多个插脚。
图38A是图38的A-A的横截面图示。
图39示出了具有两个电极的插脚的实施例，这两个电极附接到其间的绝缘基板，作为维持电极之间的距离的手段。
图40示出了具有比图36中所绘出的更窄的绝缘基板的插脚的实施例。
图41示出了具有还更窄的绝缘基板和多于两个电极的插脚的实施例。
图42示出了安装在绝缘基板上的多个电极。
图43示出了具有如图36-37中所示被配置为螺旋的电极的绝缘基板。
图44示出了具有如图38中所示被配置为螺旋的电极的绝缘基板。
图45A-45B示出了扩展可扩展构件，直到实现插脚和支气管壁之间的期望界面。
图46示出了具有以双极/多路复用方式可激活的四个能量输送主体的能量输送导管的实施例。
图47示出了通过在能量输送主体和在外部施加到患者的皮肤的离散(返回)电极之间供应能量来进行单极能量输送。
图48示出了可去除地连接到支气管镜的示例导管。
图49A-49C示出了通过支气管镜引入具有两个能量输送主体的导管。
图50是肺的主干支气管内的单个目标段的示意图。
图51是彼此相邻定位使得整个目标或治疗区通常是连续的两个目标段的示意图。
图52是患者体内的两个目标区的示意图。
图53是包括编织篮的能量输送主体的一部分的示意性侧视图。
图54是定位在具有气道壁的肺通道内的图50的能量输送主体的示意性横截面图。
图55是沿着能量输送主体的长度连续整个圆周治疗气道的效果的示意图。
图56是肺通道中的不连续组织效应的示意图。
图57A-57B示出了组织学示例(实验6，动物1-10085)；图57A示出了未处理气道中的截面，图57B示出了经处理气道中的截面。
图58A-58B示出了另一个组织学示例(实验6，动物1-10085)；图58A示出了未处理气道的截面，图58B示出了经处理气道的截面。
具体实施方式
现在将参考附图描述所公开的设备、输送系统和方法的具体实施例。该具体实施方式中的任何内容都不旨在暗示任何特定部件、特征或步骤对于本发明是必不可少的。
I.概述
支气管气道中粘液的分泌是肺的防御的固有部分，从而保护内膜并有助于抵抗感染。粘液分泌量随着一系列刺激而变化，刺激包括细菌、颗粒和化学刺激物。正常分泌水平上升和下降取决于环境的瞬态条件。支气管气道上皮层上的粘液捕获颗粒，并且纤毛细胞使得粘液从下气道移出，使得它最终通过咳嗽或吞咽清除。粘液还含有抗菌剂以帮助其防御功能。因此，病原体和无害的吸入蛋白质从呼吸道中被去除，并且与其它免疫成分的接触有限。在支气管气道中，杯状细胞产生粘液。杯状细胞产生与分泌颗粒体中的水复合并释放到气道腔中的粘液。在大气道中，粘液也由粘液腺产生。在感染或毒素暴露之后，气道上皮上调其粘液分泌能力，引起咳嗽和痰液释放。随后，气道上皮恢复并恢复到其正常状态，杯状细胞消失，并且咳嗽减弱。
但是，在一些情况下，诸如在许多肺部病症和疾病的发展中，身体没有恢复，长期产生过多的粘液并使其在肺中积聚。这会产生诸如慢性咳嗽、呼吸困难、疲劳和胸痛或不适等症状。粘液的这种分泌过多发生在许多疾病状态中，并且是囊性纤维化(CF)相关支气管扩张、非CF支气管扩张、慢性阻塞性肺病和哮喘等的主要临床和病理特征。
这些病症都与先天性肺防御受损和宿主炎症反应的显著激活相关联。除了Toll样受体(TLR)的信号传导之外，抗菌肽、表面活性剂、唾液溶菌酶、痰分泌性白细胞蛋白酶抑制剂和巨噬细胞的异常水平触发粘液转录的通路和NF-KB(活化B细胞的核因子κ-轻链增强子)。增加的粘液产生和减少的清除导致恶化加剧和气道上皮损伤。纤毛活性受到破坏，并且粘液产生上调。存在杯状细胞群的扩大。随着分化成杯状细胞，上皮细胞增殖增加。同样，炎症在恶化期间升高，其激活蛋白酶，从而破坏允许空气和CO2流入和流出肺泡的弹性纤维。为了应对损伤，气道上皮产生甚至更多的粘液来清除炎性细胞的气道。这使病症进化。病原体侵入无法清除的粘液。这使气道成为另一个恶化循环的主要原因。随着恶化循环的继续，过量的粘液产生导致病理状态，感染、住院和发病的风险增加。
为了中断或阻止疾病进化的循环，用肺组织修改系统治疗气道，该系统可用于撞击气道壁中的一个或多个细胞结构，使得气道壁结构从构造、功能和/或活动的患病/重塑状态恢复到相对正常状态。肺组织修改系统通过通常以高压脉冲为特征的能量输送来治疗肺组织。在一些实施例中，能量输送允许在没有临床显著炎症反应的情况下修改或去除靶组织，而在其它实施例中，允许一些炎性反应。这允许在手术后数天内再生健康的新组织。
在一种方法中，来自肺组织修改系统的能量输出诱导上皮层E中的分离，其中异常和功能失调的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和增生和异常杯状细胞GC与基底细胞BC分离并被拉入到气道管腔中，在那里它们从气道的管腔中排出。因此，基底细胞BC被留在基膜BM上以再生正常杯状细胞GC和正常纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC，从而诱导疾病的逆向重塑以减少粘液分泌过多。新再生的杯状细胞GC的粘液产量显著较低，并且新再生的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC再生正常功能的纤毛C，其更容易排出粘液M。粘液体积的减少直接由患者感觉到，其咳嗽和气道阻塞减少。在随后的几周内，这可以减少恶化并改善生活质量。
在一些实施例中，由于细胞-细胞连接的相对强度，能量诱导基底细胞BC和更浅表的杯状GC和纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC之间的上皮分离。基底细胞BC通过半桥粒H连接到基膜BM(图3中示出)，而基底细胞BC通过桥粒D连接到杯状细胞GC和纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC(图3中示出)。可以设计肺组织修改系统的能量参数和电极构型，使得桥粒连接D分离，但半桥粒H保持完整，从而去除表面细胞，使基底细胞BC基本上完整，并准备再生上皮细胞。再生过程比通常在创伤中或通过热消融模态更快地发生，在热消融模态中基膜BM被破坏并且随后发生坏死。诸如在热消融手术中的基膜破裂和坏死可以引起炎症通路的激活，包括T细胞、巨噬细胞、IL-13、IL-4、单核细胞、蛋白酶、细胞因子和趋化因子等。利用本文公开的方法，基膜BM基本上没有破坏，并且很少或没有急性炎症。这允许在手术后数天内再生健康的新靶组织。可以认识到的是，在其它实施例中，从肺组织修改系统输出的能量可以引起气道壁W的其它或另外的变化，从而导致健康的靶组织的再生。
图5示出了用于治疗患者P的肺组织修改系统100的实施例。在该实施例中，系统100包括可连接到发生器104的治疗性能量输送导管102。导管102包括细长轴106，其具有靠近其远端的至少一个能量输送主体108和其近端处的手柄110。除了其它特征之外，导管102与发生器104的连接为能量输送主体108提供电能。导管102可通过各种方法插入到患者P的支气管通道中，诸如通过支气管镜112中的内腔，如图5所示。
图6提供了图5中所示的治疗性能量输送导管102的实施例的近视图。在该实施例中，能量输送主体108包括单个单极输送电极，但是可以认识到的是，可以使用其它类型、数量和布置，本文将提供其进一步的示例。在该实施例中，能量输送主体108包括受近端约束件122和形成用作电极的螺旋形篮的远端约束件124约束的多条导线或条带120。在替代实施例中，导线或条带是直的而不是形成为螺旋形(即，被配置为形成直形篮)。在又一个实施例中，能量输送主体108是从管中被激光切割的。在一些实施例中，能量输送主体108是可自扩展的并且以塌缩构型输送到目标区域。例如，通过将护套126放置在能量输送主体108上可以实现这种塌缩构型。在图6中，导管轴106(在护套126内)终止于近端约束件122，留下远端约束件124基本上不受约束并且相对于导管102的轴106自由移动。在能量输送主体108上推进护套126允许远端约束件124向前移动，从而使能量输送主体108延长/塌缩和受到约束。
导管102在其近端包括手柄110。在一些实施例中，手柄110是可去除的，诸如通过按压手柄去除按钮130。在该实施例中，手柄110包括能量输送主体操纵旋钮132，其中旋钮132的移动引起篮形电极的扩展或缩回/塌缩。在该示例中，手柄110还包括用于与支气管镜112连接的支气管镜工作端口按扣134和用于与发生器104连接的线缆插入端口136。
返回参考图5，在该实施例中，治疗性能量输送导管102可与发生器104连接，并且离散(返回)电极140在外部施加到患者P的皮肤。因此，在该实施例中，通过在设置在导管102的远端附近的能量输送主体108和返回电极140之间供应能量来实现单极能量输送。可以认识到的是，如将在本文进一步详细描述的，可以替代地使用双极能量输送和其它布置。在该实施例中，发生器104包括用户界面150、一个或多个能量输送算法152、处理器154、数据存储/检索单元156(诸如存储器和/或数据库)，以及生成并存储要输送的能量的能量存储子系统158。在一些实施例中，一个或多个电容器用于能量存储/输送，但是随着新技术的发展，可以使用任何合适的元件。此外，包括一个或多个通信端口。
可以认识到的是，在一些实施例中，发生器104包括三个子系统；1)高能量存储系统，2)高压、中频开关放大器，以及3)系统控制、固件和用户界面。系统控制器包括心脏同步触发监测器，其允许将脉冲能量输出与患者的心律同步。发生器接入AC(交流)主电源以向多个DC(直流)电源供电。在启动能量输送之前，发生器的控制器指示DC电源为高能电容器存储库充电。在治疗性能量输送启动时，发生器的控制器、高能存储库和双相脉冲放大器同时操作以产生高压、中频输出。
处理器154可以是例如通用处理器、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)、数字信号处理器(DSP)等。处理器154可以被配置为运行和/或执行与系统100和/或与系统100相关联的网络相关联的应用处理和/或其它模块、处理和/或功能。
如本文所使用的，术语“模块”是指任何组件和/或一组可操作地耦合的电子部件，其可以包括例如存储器、处理器、电描记线、光学连接器、软件(在硬件中执行)等。例如，在处理器中执行的模块可以是能够执行与该模块相关联的一个或多个特定功能的基于硬件的模块(例如，FPGA、ASIC、DSP)和/或基于软件的模块(例如，存储在存储器中和/或在处理器处执行的计算机代码的模块)的任何组合。
数据存储/检索单元156可以是例如随机存取存储器(RAM)、存储器缓冲器、硬盘驱动器、数据库、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除只读存储器(EEPROM)、只读存储器(ROM)、闪存等等。数据存储/检索单元156可以存储指令以使处理器154执行与系统100相关联的模块、处理和/或功能。
一些实施例，数据存储/检索单元156包括具有非瞬态计算机可读介质(也可以称为非瞬态处理器可读介质)的计算机存储产品，该介质其上具有用于执行各种计算机实现的操作的指令或计算机代码。计算机可读介质(或处理器可读介质)在其不包括瞬态传播信号本身(例如，在诸如空间或电缆的传输介质上承载信息的传播电磁波)的意义上是非瞬态的。介质和计算机代码(也可以称为代码)可以是为特定目的而设计和构造的介质和代码。非瞬态计算机可读介质的示例包括但不限于：磁存储介质，诸如硬盘、软盘和磁带；光盘存储介质，诸如紧凑型碟片/数字视频碟片(CD/DVD)、紧凑型碟片只读存储器(CD-ROM)和全息设备；磁光存储介质，诸如光盘；载波信号处理模块；以及专门配置用于存储和执行程序代码的硬件设备，诸如ASIC、可编程逻辑器件(PLD)、只读存储器(ROM)和随机存取存储器(RAM)设备。本文描述的其它实施例涉及计算机程序产品，该计算机程序产品可以包括例如本文所讨论的指令和/或计算机代码。
计算机代码的示例包括但不限于微代码或微指令、诸如由编译器产生的机器指令、用于产生web服务的代码，以及包含由使用解释器的计算机执行的更高级指令的文件。例如，可以使用命令式编程语言(例如，C、Fortran等)、函数式编程语言(Haskell、Erlang等)、逻辑编程语言(例如，Prolog)、面向对象的编程语言(例如，Java、C++等)或其它合适的编程语言和/或开发工具来实现实施例。计算机代码的附加示例包括但不限于控制信号、加密代码和压缩代码。
在一些实施例中，系统100可以可通信地耦合到网络，该网络可以是被实现为有线网络和/或无线网络的任何类型的网络，诸如，例如，局域网(LAN)、广域网(WAN)、虚拟网络、电信网络、数据网络和/或互联网。在一些实施例中，可以使用任何合适的安全通信类型和/或方法(例如，安全套接字层(SSL))和/或加密来保护任何或所有通信。在其它实施例中，任何或所有通信可以是不安全的。
用户界面150可以包括触摸屏和/或更传统的按钮，以允许操作者输入患者数据、选择治疗算法(即，能量输送算法152)、启动能量输送、查看存储在存储/检索单元156上的记录，或以其它方式与发生器104通信。
本文公开的任何系统可以包括用户界面150，其被配置为允许操作者定义的输入。操作者定义的输入可以包括能量输送的持续时间或能量输送脉冲的其它定时方面、功率、目标温度、操作的模式或其组合。例如，各种操作的模式可以包括系统启动和自检、操作者输入、算法选择、治疗前系统状态和反馈、能量输送、能量输送后显示或反馈、治疗数据审查和/或下载、软件更新或其组合。
在一些实施例中，系统100还包括用于获取心电图(ECG)的机制，诸如外部心脏监测器170。示例心脏监测器可从AccuSync Medical Research Corporation获得。在一些实施例中，外部心脏监测器170可操作地连接到发生器104。这里，心脏监测器170用于连续地获取ECG。外部电极172可以应用于患者P并且获取ECG。发生器104分析一个或多个心动周期并识别能够安全地向患者P施加能量的时间段的开始，从而提供使能量输送与心动周期同步的能力。在一些实施例中，该时间段在R波的毫秒内，以避免诱发心律失常，如果能量脉冲在T波上输送则可能发生心律失常。可以认识到的是，这种心脏同步通常在使用单极能量输送时使用，但是也可以在其它情况下使用。
在一些实施例中，除了其它活动之外，处理器154在能量输送算法之间修改和/或切换、监测能量输送和任何传感器数据，并且经由反馈回路对监测数据作出反应。可以认识到的是，在一些实施例中，处理器154被配置为基于一个或多个测得的系统参数(例如，电流)、一个或多个测得的组织参数(例如，阻抗)和/或其组合执行用于运行反馈控制回路的一个或多个算法。
数据存储/检索单元156存储与所输送的治疗有关的数据，并且该数据可以可选地通过将设备(例如，膝上型或拇指驱动器)连接到通信端口来下载。在一些实施例中，该设备具有用于指导信息下载的本地软件，诸如，例如，存储在数据存储/检索单元156上并且可由处理器154执行的指令。在一些实施例中，用户界面150允许操作者选择将数据下载到设备和/或系统，诸如但不限于计算机设备、平板电脑、移动设备、服务器、工作站、云计算设备/系统等。可以允许有线和/或无线连接的通信端口可以允许数据下载，如刚刚所描述的，但也可以用于数据上传(诸如上传自定义算法)或提供软件更新。
如本文所述，各种能量输送算法152是可编程的，或者可以被预编程到发生器104中，诸如存储在存储器或数据存储/检索单元156中。替代地，可以将能量输送算法添加到数据存储/检索单元中以由处理器154执行。这些算法152中的每一个都可以由处理器154执行。下面将详细描述示例算法。在一些实施例中，导管102包括一个或多个传感器160，其可以用于确定温度、阻抗、电阻、电容、电导率、介电常数和/或电导，这仅仅是举几个示例。传感器数据可以用于计划疗法、监测疗法和/或经由处理器154提供直接反馈，然后处理器154可以更改能量输送算法152。例如，阻抗测量不仅可以用于确定要应用的初始剂量而且也可以用于确定是否需要进一步治疗。
可以认识到的是，本文公开的任何系统可以包括自动治疗输送算法，该自动治疗输送算法可以响应于诸如温度、阻抗、治疗持续时间或能量输送脉冲、治疗功率和/或系统状态的其它定时方面的输入而动态地响应和调整和/或终止治疗。
在一些实施例中，通过使用商业上可获得的系统来实现成像，诸如与单独的成像屏幕180连接的支气管镜112，如图5所示。可以认识到的是，成像模态可以被并入到导管102中或与导管102并排或结合使用。成像模态可以使用任何合适的机制机械地、可操作地和/或通信地耦合到导管102。
图7是肺组织修改系统100的实施例的示意图。在该实施例中，导管102被配置用于单极能量输送。如图所示，离散(中性)或返回电极140可操作地连接到发生器104，同时固定到患者的皮肤，以提供经由导管102输送的能量的返回路径。能量输送导管102包括一个或多个能量输送主体108(包括(一个或多个)电极)、一个或多个传感器160、一个或多个成像模态162、一个或多个按钮164和/或定位机制166(例如，诸如，但不限于，在带有拉线、伸缩管、护套等的手柄上杠杆和/或拨盘)，一个或多个能量输送主体108与组织接触。在一些实施例中，脚踏开关168可操作地连接到发生器104并用于启动能量输送。
如前所述，用户界面150可以包括触摸屏和/或更传统的按钮，以允许操作者输入患者数据、选择治疗算法152、启动能量输送、查看存储在存储/检索单元156上的记录，或以其它方式与发生器104通信。处理器154管理和执行能量输送算法、监测能量输送和任何传感器数据，并经由反馈回路对监测数据作出反应。数据存储/检索单元156存储与所传输的治疗有关的数据，并且该数据可以通过将设备(例如，膝上型或拇指驱动器)连接到通信端口167来下载。
导管102可操作地连接到发生器104和/或单独的成像屏180。成像模态162可以被并入到导管102中或与导管102并排或结合使用。替代地或附加地，可以使用单独的成像模态或装置169，诸如商业上可获得的系统(例如，支气管镜)。单独的成像装置169可以使用任何合适的机制机械地、可操作地和/或通信地耦合到导管102。
参考图8A，支气管镜112被插入到患者P的嘴或口腔OC中。可以认识到的是，用于进入气道的方法可以包括使用其它天然孔，诸如鼻子或鼻腔NC(如图8B所示)。替代地，可以使用合适的人工孔(未示出，例如，造口、气管切开术)。支气管镜112的使用允许靶组织的直接可视化，并且支气管镜112的工作通道可以用于按照本文公开的装置和系统输送导管102，从而允许视觉确认导管放置和部署。图8A-8B示出了将导管102的远端推进到气管T和主干支气管MB中，但是可以认识到的是，如果期望，导管102可以被推进到肺叶支气管LB、更远端的节段性支气管SB和子节段性支气管SSB中。
图9-11示出了将导管102的远端定位到主干支气管MB中以治疗气道。在一些实施例中，导管102具有防损伤尖端125以允许通过气道前进而不损坏气道壁W。图9示出了导管102在护套126覆盖能量输送主体108的同时前进到主干支气管MB中。可以通过各种成像技术来辅助导管102的定位。例如，支气管镜112可以用于提供到目标部位的实时直接视觉引导，并且可以用于在输送治疗之前、期间和之后观察导管102的准确定位。图10示出了护套126的撤回，从而暴露能量输送主体108。可以认识到的是，在一些实施例中，能量输送主体108是自扩展的，使得护套126在塌缩构型中保持能量输送主体108。在这样的实施例中，护套126的撤回释放能量输送主体108，从而允许自扩展。在其它实施例中，能量输送主体108通过其它机制扩展，诸如旋钮132的移动，这可以在撤回护套126之后发生。图11示出了处于扩展配置的篮状能量输送主体108，其中能量输送主体108接触气道壁W。附加的成像可以用于验证定位和/或进行附加的测量(例如，深度)。
一旦能量输送主体108被理想地定位，能量输送主体108就将治疗能量提供给气道壁W。根据至少一个能量输送算法施加治疗能量。
在一些实施例中，发生器104上的用户界面150用于选择期望的治疗算法152。在其它实施例中，发生器104基于由导管102上的一个或多个传感器获得的信息自动选择算法152，这将在后面的部分中更详细地描述。可以使用各个能量输送算法。在一些实施例中，算法152生成具有波形的信号，该波形包括在每个封包之间具有休息时段的一系列能量封包，其中每个能量封包包括一系列高压脉冲。在一些实施例中，每个高压脉冲在约500V至10kV之间，或约500V至约5,000V之间，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，所提供的能量在约10kHz至约10MHz、或约100kHz至约1MHz的频率范围内，包括其间的所有值和子范围。算法152将能量输送到气道的壁，以便在最小或没有组织加热的情况下提供所需的治疗。在一些实施例中，温度传感器用于在治疗期间测量电极和/或组织温度，以确保沉积在组织中的能量不会导致任何临床上显著的组织加热。例如，温度传感器可以监测组织和/或电极的温度，并且如果超过预定义的阈值温度(例如，65℃)，则发生器可以更改算法以自动停止能量输送或修改算法以将温度降低到预设阈值以下。例如，如果温度超过65℃，则发生器可以减小脉冲宽度或增加脉冲和/或封包之间的时间以便降低温度。这可以以预定义的逐步途径、作为参数的百分比或通过其它方法发生。
常规的射频消融(RFA)通过施加350-550kHz范围内的高频交流电流来杀死细胞，在组织中产生热量以导致细胞的热坏死。已经开发了许多RFA设备来治疗心律失常、实体瘤、肾神经等。微波消融是另一种热消融模态，其中使用300MHz至300GHz的交流电，也导致热坏死。由于大的消融区和均匀的加热，该能量源被用于靶向实体瘤。通常，与热相关的热消融使组织内的蛋白质变性、引起显著的炎症反应并且可能难以控制，经常导致对非靶组织的损伤。对于某些类型的治疗(例如，肿瘤治疗)，炎症是可接受的，但当聚焦在肺气道内时，实质性炎症可导致严重的并发症(例如，恶化)。虽然单独使蛋白质变性可能会或可能不会产生临床发病率，但更完整、较少变性的蛋白质使得有机会增强宿主对免疫系统的各种挑战的反应，而无论是否影响病原体、肿瘤等。这些限制尤其使得在气道中进行与热相关的热消融不太理想。
作为对照，算法152规定向气道壁W进行的能量输送是非热的，从而减少或避免炎症。在一些实施例中，算法152被定制为影响组织到预定深度和/或靶向气道壁内特定类型的细胞。在一些实施例中，发生器具有若干固定算法设置，由此在每个设置中反映靶向细胞深度。例如，一个设置/算法可以主要影响位于粘液层中的病原体，另一个设置/算法可以靶向上皮，另一个设置/算法可以主要靶向上皮、基膜、粘膜下层和/或平滑肌，而另一个设定/算法可以主要靶向上皮、基膜、粘膜下层、平滑肌、粘膜下腺和/或神经。在一些实施例中，治疗在相同位置进行，但在其它实施例中，操作者可选择影响不同位置处的某些细胞类型。操作者使用的设置可以取决于患者病情的生理特性。
在后面的部分中将更详细地描述能量去除细胞的生物学机制和细胞过程。能量以允许健康组织再生的方式处理目标位置处的气道壁W。例如，正常的杯状细胞GC和正常的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC能够再生，从而诱导疾病的逆向重塑以减少粘液分泌过多。新再生的杯状细胞GC的粘液产量明显更少，并且新再生的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC再生正常功能的纤毛C，其更容易排出粘液M。因此，健康的新靶标组织可以在手术后数天内再生。这大大减少了患者咳嗽和粘液分泌过多的症状，使得恶化更少且更不严重并且生活质量改善。
图12是图示本文描述的以逐步途径治疗患者的方法的流程图，其中该方法由医生、治疗性能量输送导管或发生器适当地执行。在一些实施例中，本文公开的一个或多个步骤可以是可选的。第一系列步骤可以用于评估患者的解剖结构和/或手术的适合性以决定是否治疗。在一些实施例中，该评估可以是可选的，但是可以包括以下步骤中的一个或多个。首先，获得气道的进入权300(如果需要)。其次，执行任何合适的术前成像、痰采样和/或活检，这会是必要和/或期望的301。术前成像可以包括非侵入性CT扫描、支气管镜检查、共聚焦激光内窥显微镜(CLE)、光学相干层析成像(OCT)或任何其它适当的技术以及可采取的任何测量(例如，深度)。痰采样可以包括鼻粘膜冲刷、洗鼻、支气管冲刷、支气管冲洗和/或支气管肺泡灌洗。然后，决定是否治疗患者。如果决定为“否”302，则转到结束322。如果决定为“是”303，则如果需要那么获得进入权304。在一些实施例中，可以在术前评估之后的一天或多天执行治疗。在该实施例中，将需要获得进入权304。
在一些实施例中，可以在术前评估之后立即进行治疗。在该实施例中，可以不必再次获得进入权。在该实施例中，手术的下一步骤305是输送导管。如上所述，导管可以通过各种方法输送，但是，为了提供示例的目的，导管经由支气管镜的工作通道输送。在下一步骤306中，将导管定位在目标部位处。再次，作为示例，支气管镜可以用于向目标部位提供实时直接视觉引导，并用于观察导管的准确定位。这可以包括将一个或多个能量输送主体放置成与气道壁接触。然后可以使用附加成像307来验证定位和/或进行附加的测量(例如，深度)。在下一步骤308处，操作者可以可选地选择期望的能量输送算法152。如上面详细描述的，这可以包括例如基于治疗的目标深度选择算法。替代地，发生器被配置为应用适合于大多数患者的预定义算法。在该实施例中，下一步骤309是执行或应用能量输送算法。这可以经由脚踏板或本文所述的其它机制来实现。在施加能量之后，操作者可以评估能量应用310。这可以包括在有或没有测量的情况下执行附加的成像和/或对由发生器传送的消息(例如，可能导致不完整治疗的能量输送的错误)作出反应。如果治疗是不可接受的311，则操作者将返回到目标部位步骤306处的位置。如果治疗是可接受的312，则操作者将继续。手术的下一步骤可以是确定是否要治疗更多的治疗部位。如果“否”313，则操作者将继续前进到最终成像315和剩余步骤直到结束322。如果“是”314，则操作者将在下一个目标部位316重新定位并重复应用治疗的步骤。一旦完成所有治疗，操作者就继续进行到可选的最终成像315，其中操作者可以执行附加的确认成像，以确保所有目标区域都得到满意的处理。如果“否”317，则操作者将返回到“在下一个目标位置处重新定位”316并执行附加的处理。如果“是”318，则操作者可以决定执行一个或多个急性活组织检查和/或痰液样本319以与可能采取的任何术前活组织检查和/或痰液样本301进行比较。在以后，可以取得后续成像和/或活组织检查和/或痰液样本320并将其与任何其它图像或活组织检查和/或痰液样本进行比较，以帮助评估和/或记录治疗的结果。然后，操作者可以决定输送材料、活性剂等321，以协助规范性愈合过程，并由此进一步降低围手术期问题或并发症的可能性。此外，这可能会进一步降低恶化的程度或频率，特别是在短期内。这些试剂的一些示例包括等渗盐水凝胶、含药薄膜、抗菌剂、抗病毒剂、抗真菌剂、抗炎剂等。由于将(一个或多个)组织暴露于高能场，因此可以调节经处理的(一个或多个)组织，以改善药剂摄取。然后该手术结束322。然后，患者可以继续由医生跟踪，并且如果疾病或病症复发和/或继续，那么患者可以再次经历整个手术。
因此，可以预期，在其中未实现期望临床效果或其中实现了期望临床效果但随后病情复发的某些实施例中，可能需要重复手术。在这些实施例中，可能不仅期望重新治疗某些区域而且还期望靶向肺部解剖结构的不同部分。因此，系统100可以用于专门重新处理与原始治疗相同的组织部分或与第一次干预明显不同的组织部分。
虽然上面已经描述了各种实施例，但是应该理解的是，它们是作为示例而非限制来呈现的。在上述方法指示某些事件以某种次序发生的情况下，可以修改某些事件的次序。另外，某些事件在可能的情况下可以在并行处理中同时执行，以及如上所述顺序执行。
II.能量输送算法
如前所述，一个或多个能量输送算法152是可编程的，或可以被预编程到发生器104中以输送到患者P。一个或多个能量输送算法152指定提供输送到气道壁W的能量的、非热的电信号，从而减少或避免炎症。通常，算法152被定制为响应于输送的能量而影响组织到预定深度和/或靶向特定类型的细胞。可以认识到的是，深度和/或靶向可能受到由一个或多个能量输送算法152规定的能量信号的参数、导管102(特别是一个或多个能量输送主体108)的设计和/或单极或双极能量输送的选择的影响。在一些情况下，与单极能量输送相比，双极能量输送允许使用较低的电压来实现治疗效果。在双极配置中，正极和负极彼此足够接近，以在电极极处和电极极之间提供处理效果。与单极相比，这可以将处理效果扩展到更大的表面积，因此需要较低的电压来实现治疗效果。同样，该较低电压可以用于降低穿透的深度，诸如影响上皮细胞而不是粘膜下细胞。此外，如果输送的电压足够低以避免刺激心肌细胞，那么较低的电压要求可以使得不必使用心脏同步。
可以认识到的是，可以使用各个能量输送算法152。在一些实施例中，算法152规定具有包括一系列能量封包的波形的信号，其中每个能量封包包括一系列高压脉冲。在这样的实施例中，算法152指定信号的参数，诸如能量振幅(例如，电压)和所施加的能量的持续时间，其包括封包的数量、封包内脉冲的数量，以及每个脉冲的频率，这仅仅是举几个示例。在封包之间可能存在固定的休息时段，或者封包可以被门控到心动周期并且因此随着患者的心率而变化。可以包括基于传感器信息和自动关闭规范等的反馈回路。
图13示出了由能量输送算法152规定的信号的波形400的实施例。这里，示出了两个封包，第一封包402和第二封包404，其中封包402、404由休息时段406分开。在该实施例中，每个封包402、404包括第一双相脉冲(包括第一正峰408和第一负峰410)和第二双相脉冲(包括第二正峰408'和第二负峰410')。第一和第二双相脉冲由每个脉冲之间的死区时间412(即，暂停)分开。在该实施例中，双相脉冲是对称的，使得设定电压416对于正峰和负峰是相同的。这里，双相、对称波也是方波，使得正电压波的幅度和时间近似等于负电压波的幅度和时间。正电压波引起细胞去极化，其中通常带负电的细胞短暂地变为阳性。负电压波引起细胞超极化，其中细胞电位为负。
在一些实施例中，每个高压脉冲或设定电压416在约500V至10kV之间，特别地在约500V至4000V之间，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，每个高压脉冲在大约1000V至2500V的范围内，其通常穿透气道壁W以便处理或影响稍微浅处的特定细胞，诸如上皮细胞。在一些实施例中，每个高压脉冲在大约2600V至4000V的范围内，其通常穿透气道W以便治疗或影响位于稍微深处的特定细胞，诸如粘膜下细胞或平滑肌细胞。可以认识到的是，设定电压416可以取决于能量是以单极还是双极方式输送而变化。在一些实施例中，能量以单极方式输送，并且每个高压脉冲在大约2000V至3500V的范围内，更特别地在2500V。在双极输送中，由于较小、较多的定向电场，因此可以使用较低的电压。在一些实施例中，能量以双极方式输送，并且每个脉冲在大约100V至1900V的范围内，特别是在100V至999V，更特别是在大约500V至800V，诸如500V、550V、600V、650V、700V、750V、800V。
可以认识到的是，在一些实施例中，设定电压416在约50V和约4kV之间或约500V和约4kV之间，包括其间的所有值和子范围。并且在其它实施例中，设定电压416在约500V至约5kV的范围内，包括其间的所有值和子范围。
每单位时间的脉冲数是频率。在一些实施例中，信号具有100kHz-1MHz范围内的频率。在一些实施例中，信号具有大约100-500kHz范围内的频率，其通常穿透气道W以便治疗或影响位于稍微深处的特定细胞，诸如粘膜下细胞或平滑肌细胞。在一些实施例中，信号具有大约600kHz-1MHz范围内的频率，其通常穿透气道壁W以便处理或影响稍微浅处的特定细胞，诸如上皮细胞。可以认识到的是，在300kHz或低于300kHz的频率下，可能发生非期望的肌肉刺激。因此，在一些实施例中，信号具有500-800kHz范围内的频率，诸如500kHz、550kHz、600kHz、650kHz、700kHz、750kHz、800kHz。特别地，在一些实施例中，信号具有600kHz的频率。此外，心脏同步通常用于减少或避免非期望的心肌刺激。在一些实施例中，双相脉冲用于减少非期望的肌肉刺激，特别是心肌刺激。可以认识到的是，甚至更高的频率可以与最小化信号伪影的部件一起使用。
在一些实施例中，被称为休息时段406的封包之间的时间被设置在约0.1秒和约5秒之间，包括其间的所有值和子范围。在其它实施例中，休息时段406的范围从约0.001秒到约10秒，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，休息时段406大约为1秒。特别地，在一些实施例中，信号与心律同步，使得每个封包在心跳之间输送，因此休息时段与心跳重合。在其中利用心脏同步的其它实施例中，休息时段406可以变化，因为封包之间的休息时段可能受到心脏同步的影响，如将在后面的部分中所描述的。
循环计数420是每个封包内的脉冲数量。参考图13，第一封包402具有两个循环计数420(即，两个双相脉冲)。在一些实施例中，循环计数420被设置在每个封包1和100之间，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，循环计数420为最多5个脉冲、最多10个脉冲、最多25个脉冲、最多40个脉冲、最多60个脉冲、最多80个脉冲、最多100个脉冲、最多1000个脉冲或最多2000个脉冲，包括其间的所有值和子范围。
封包持续时间由循环计数确定。循环次数越高，封包持续时间越长，输送的能量量越大。在一些实施例中，封包持续时间在大约50到100微秒的范围内，诸如50μs、60μs、70μs、80μs、90μs或100μs。
在治疗期间输送的封包的数量或封包计数可以包括1个封包、2个封包、3个封包、4个封包、5个封包、10个封包、15个封包、20个封包、最多5个封包、最多10个封包、最多15个封包、最多20个封包、最多100个封包或最多1000个封包，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，输送5个封包，其中每个封包具有100微秒的封包持续时间和2500V的设置电压。在一些实施例中，输送5到10个封包，其中每个封包具有100微秒的封包持续时间并且设定电压为2500V，这导致均匀性增加的治疗效果。在一些实施例中，输送少于20个封包，其中每个封包具有100微秒的封包持续时间和2500V的设定电压，以避免影响软骨层CL。在一些实施例中，在2500V的设定电压下0.5至100毫秒之间的总能量输送持续时间对于治疗效果可能是最佳的。
在一些实施例中，死区时间412设置在约0和约500纳秒之间，包括其间的所有值和子范围。在其它实施例中，死区时间412在大约0到10微秒，或约0到约100微秒，或约0到约100毫秒的范围内，包括其间的所有值和子范围。在一些实施例中，死区时间412在0.2到0.3微秒的范围内。
可以认识到的是，期望更改靶组织的具体设置取决于彼此和电极设计。因此，本文提供的实施例描绘了具体波形示例，并且在任何组合中使用多个波形和/或特性以实现期望的组织效应也在本发明的范围内。用于能量信号的参数的第一示例组合包括600kHz的频率、3000V的电压和封包计数为10。能量信号的参数的第二示例组合包括600kHz的频率、2500V的电压和封包计数为5。能量信号的参数的第三示例组合包括600kHz的频率、2300V的电压和封包计数为20。第一示例由于较高的电压导致较多的上皮和粘膜下腺治疗。第二示例由于较低的电压和较低的封包计数导致较少的上皮和粘膜下腺治疗。第三示例由于较高的封包计数和较低的电压产生较强的上皮治疗效果和较低的粘膜下腺治疗效果。这支持较低的电压不能足够深地穿透以对粘膜下腺具有与较高电压相同的治疗效果。
图14示出了由另一个能量输送算法152规定的示例波形400。这里，示出了两个封包，第一封包402和第二封包404，其中封包402、404由休息时段406分开。在该实施例中，每个封包402、404包括第一双相脉冲(包括第一正峰408和第一负峰410)和第二双相脉冲(包括第二正峰408'和第二负峰410')。第一和第二双相脉冲由每个脉冲之间的死区时间412分开。在该实施例中，波形400是不对称的，使得设定电压对于正峰和负峰是不同的。这种不对称波形可以导致更一致的治疗效果，因为显性正或负振幅导致相同电荷细胞膜电荷电位的更长持续时间。在该实施例中，第一正峰408具有设定电压416，其大于第一负峰410的设定电压416'。在一些实施例中，不对称性还包括具有不等持续时间的脉冲宽度的脉冲。在一些实施例中，双相波形是不对称的，使得一个方向上(即，正或负)的电压大于另一方向上的电压，但是计算脉冲的长度使得去极化曲线下的面积等于超极化曲线下的面积。替代地，去极化和超极化的曲线下的面积可以是不相等的。
图15示出了由另一个能量输送算法152规定的示例波形400。再次，示出了两个封包，第一封包402和第二封包404，其中封包402、404由休息时段406分开。在该实施例中，每个封包402、404包括第一单相脉冲430和第二单相脉冲432。第一和第二单相脉冲430、432由每个脉冲之间的死区时间412分开。这种单相波形可以导致更理想的治疗效果，因为相同的电荷细胞膜电位维持更长的持续时间。但是，与双相波形相比，单相波形将更加刺激相邻的肌肉群。
图16示出了由另一个能量输送算法152规定的示例波形400。再次，示出了两个封包，第一封包402和第二封包404，其中封包402、404由休息时段406分开。在该实施例中，每个封包402、404包括三个双相脉冲440、442、444。并且，这些脉冲440、442、444不是方波，而是正弦形状。正弦形状的一个好处是它是对称的。对称性可以帮助减少非期望的肌肉刺激。
能量输送可以通过各种机制致动，诸如通过使用导管102上的按钮164或可操作地连接到发生器104的脚踏开关168。这种致动通常提供单个能量剂量。能量剂量由输送的封包数量和封包的电压限定。输送到气道壁W的每个能量剂量将壁W处或壁W中的温度维持在热消融(特别是基膜BM的热消融)的阈值以下。此外，可以随时间滴定或缓和剂量，以便进一步减少或消除治疗过程期间的热积聚。能量剂量没有诱导热效应，而是提供能够诱导生物机制和细胞效应，最终导致健康组织再生的水平的能量。
III.生物机制和细胞效应
如前所述，算法以一定水平向气道壁W提供能量，该水平诱导生物机制和细胞效应，同时减少或避免炎症。本文描述了示例生物机制和细胞过程，但不限于此。
提供给气道壁W的能量可以引起各种细胞效应，最终导致健康的肺气道组织的再生。细胞效应的示例包括特定细胞类型的去除，诸如通过使细胞从气道壁W脱离(使得脱离的细胞可以通过天然或诱导方法带走)或通过细胞死亡(例如，裂解和细胞凋亡)。其它细胞效应包括在不去除的情况下修改特定细胞类型，诸如重编程细胞或调节细胞以改善药剂摄取。
在一些实施例中，通过使细胞从气道壁W脱离来去除特定细胞。图17示出了其中通过一个或多个能量输送主体向气道壁W提供能量(由箭头200所指示)的实施例。在该实施例中，能量200具有设定为影响上皮层E而不延伸超出基膜BM的靶向细胞深度。能量200被配置为使得特定上皮细胞，在这种情况下为纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC从剩余的上皮层(例如基底细胞BC)和/或基膜BM脱离。然后，脱离的细胞在肺通道内游离，能够通过自然排出过程或通过诸如抽吸的介入方法来去除。
在其它实施例中，通过细胞死亡去除特定细胞，其中受影响的细胞通过裂解或凋亡而死亡，最终从气道壁W去除细胞。图18示出了其中能量202通过一个或多个能量输送主体被提供给气道壁W的实施例，并且再次，能量202具有设定为影响上皮层E而不延伸超出基膜BM的靶向细胞深度。但是，在该实施例中，能量202被配置为使得特定上皮细胞，在这种情况下为纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC死亡(如虚线所指示)，而其它细胞(例如，基底细胞BC)仍然存在。细胞死亡可以通过各种机制来实现。例如，在一些实施例中，通过破坏细胞膜发生细胞死亡。在这样的实施例中，输送的能量可以破坏细胞膜的脂质双层，使得细胞膜不能维持细胞的屏障功能。没有质膜，细胞不能维持适当的细胞内钠、钾、钙和三磷酸腺苷(ATP)的浓度。因此，细胞失去动态平衡并死亡。在一些实施例中，细胞死亡通过破坏细胞内细胞器而发生。在这样的实施例中，输送的能量可以永久性地阻止细胞内细胞器的功能。这些细胞器包括内质网、高尔基体、线粒体、细胞核、细胞核或其它细胞器。没有这些细胞内细胞器的正常功能，细胞就会死亡。可以认识到的是，在一些情况下，细胞膜和细胞内细胞器都被输送的能量作为靶标。因此，如果输送的能量仅对细胞膜或细胞内细胞器具有部分效果，则对两种靶标的累积效应将最终导致细胞死亡。
在细胞死亡之后，随后发生炎症级联反应。细胞碎片和细胞内内容物使白细胞和巨噬细胞进入气道壁W的受影响区域。在数小时至数天的过程中，通过吞噬作用将死细胞从该区域中清除。与破坏细胞外基质的热消融不同，吞噬作用仅限于细胞残留而不是细胞外基质的胶原或基质成分。
在一些实施例中，不去除特定细胞，而是修改或影响(诸如重编程)靶标细胞。例如，在一些实施例中，杯状细胞GC分泌存储的粘液或产生粘液的能力被更改。或者，修改导致纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC上的纤毛C恢复其功能并更好地将粘液排出气道。在其它实施例中，纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC未改变但是更深的结构受到主要影响，诸如减少平滑肌肥大或中和慢性炎性细胞和嗜酸性粒细胞。
无论细胞被去除还是被修改，气道壁W都会再生并恢复正常功能。可以认识到的是，在一些情况下，上皮细胞可以再生至其治疗前的状态，但是更深的细胞，包括平滑肌SM、嗜酸性粒细胞、粘膜下腺体SG和慢性炎性细胞可能被永久地减少。
如前所述，可以定制算法以影响组织到预定深度和/或靶向气道壁内特定类型的细胞。例如，各种算法可以特别地靶向粘液层M、上皮层E、基膜BM、固有层LP、平滑肌细胞SM、粘膜下层、粘膜下腺SG、神经N或这些的各种组合。在一个实施例中，算法被配置为产生穿透气道壁W的上皮层E直到基膜BM的能量。在该实施例中，可以靶向各种不同的细胞类型。例如，能量可以被配置为靶向纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC，导致它们被去除，同时在后面留下基底细胞BC。在这样的实施例中，气道壁W可能具有异常和无功能的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和引起粘液分泌过多的增生的、异常的杯状细胞GC。输送的能量导致异常纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC被去除，诸如通过细胞死亡或脱离，从而使基底细胞BC与基膜BM保持完整。回想一下，纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC通过紧密连接TJ和粘附连接AJ彼此连接。此外，纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC通过桥粒D与基底细胞BC连接。在一些实施例中，能量被配置为克服紧密连接TJ和粘附连接AJ，以及附加的桥粒D，从而允许去除纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC。同样，能量可以被配置为允许保留将基底细胞BC连接到基膜126的半桥粒H。因此，基底细胞BC保持完整。
去除纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC可通过各种机制减少粘液产生和粘液分泌。例如，这种去除可以使导致粘液中发现的蛋白质的表达的信号传导机制不起作用，从而减少粘液产生。特别地，Muc5ac是在由MUC5AC基因编码的气道杯状细胞GC中的粘液中发现的蛋白质。有几种参与Muc5ac表达的配体和转录因子。白细胞介素-13与包含白细胞介素-4Rα亚基的受体结合，激活Janus激酶1(Jak1)，从而导致Stat6的磷酸化。在MUC5AC和Muc5ac启动子中没有共有的Stat6结合位点，但Stat6激活导致SPDEF(SAM指向的结构域Ets转录因子)的表达增加，其上调粘液化生中涉及的多个基因，并抑制Foxa2的表达，这负向调节了Muc5ac。几种配体结合ErbB受体，包括表皮生长因子、转化生长因子α、双调蛋白和神经调节蛋白，从而激活丝裂原活化蛋白激酶(MAPK)。缺氧诱导因子1(HIF-1)也可以在ErbB受体的下游被激活，并且在近端MUC5AC和Muc5ac启动子中存在保守的HIF-1结合位点。补体C3和β2-肾上腺素能受体信号传导也扩增Muc5ac产生，而转录因子如Sox2、Notch、E2f4和Math主要调节发育。
在通过细胞死亡或脱离去除纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC的情况下，导致Muc5ac表达的信号传导机制不起作用。因此，不产生粘液，从而导致气道中的粘液减少。这对患有COPD(慢性支气管炎、肺气肿)、哮喘、间质性肺纤维化、囊性纤维化、支气管扩张、急性支气管炎和其它肺部疾病或病症的患者有益。
去除这种上皮细胞还可以通过各种机制减少粘液分泌。特别地，去除产生粘液的杯状细胞GC不会使分泌粘液的细胞留在气道中。粘液胞吐作用的分子机制诱导粘液的分泌。含有粘液的分泌颗粒体通过颗粒体结合的Rab蛋白与效应蛋白的相互作用停靠在质膜上，效应蛋白充当结合锚定于质膜的突触融合蛋白的闭合构象的Munc18的系链。当ATP与耦合到Gq的P2Y2嘌呤能受体(P2Y2R)结合时，触发分泌，从而激活磷脂酶C(PLC)，其产生第二信使二酰基甘油(DAG)和肌醇三磷酸(IP3)。DAG激活Munc1314以打开突触融合蛋白，使得它可以与SNAP-23(突触体相关蛋白23)和VAMP(囊泡相关膜蛋白)形成四螺旋SNARE(可溶性N-乙基马来酰亚胺敏感因子附着蛋白受体)复合物，与颗粒体和质膜一起拉伸在一起。IP3诱导内质网(ER)中IP3受体(IP3R)释放钙，激活突触结合蛋白以诱导SNARE复合物的最终卷曲，这导致膜的融合和粘液的释放。
随着这些上皮细胞的去除，导致粘液胞吐作用的信号传导机制不起作用。因此，分泌较少的粘液，从而导致气道中的粘液减少。这对患有COPD(慢性支气管炎、肺气肿)、哮喘、间质性肺纤维化、囊性纤维化、支气管扩张、急性支气管炎和其它肺部疾病或病症的患者有益。
在一些实施例中，留在基膜BM上的基底细胞BC能够再生正常杯状细胞GC和正常纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC，从而诱导疾病的逆向重塑以减少粘液分泌过多。在一些实施例中，纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC另外通过从气道壁W的周围区域迁移而重新填充，以帮助靶标区域中健康组织的再生。与在施加能量之前存在的轻度、中度或严重杯状细胞增生相比，杯状细胞GC通常以较低水平再生。新再生的杯状细胞GC的粘液产量明显更少，并且新再生的纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC再生正常功能的纤毛C，其更容易排出粘液M。因此，健康的新靶标组织可以在手术后数天内再生。这大大减少了患者咳嗽和粘液分泌过多的症状，使得恶化更少且更不严重并且生活质量改善。
可以理解的是，在其它实施例中，能量可以被配置为靶向异常杯状细胞CG，从而导致它们例如通过细胞死亡或脱离被去除，从而留下纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和基底细胞BC。去除异常杯状细胞CG可以通过上述许多机制减少粘液产生和/或粘液分泌。同样，能量可以被配置为靶向异常纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC，从而导致它们例如通过细胞死亡或脱离被去除，从而留下杯状细胞CG和基底细胞BC。同样，能量可以被配置为靶向异常基底细胞BC，从而导致它们例如通过细胞死亡或脱离被去除，从而留下纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC。在任何这些细胞去除的组合中，可以理解的是，剩余的细胞可以被输送的能量或被随后输送的能量另外修改或影响。例如，可以修改留下的异常杯状细胞CG，以便在保持完整的同时减少粘液产生和/或粘液分泌。还可以认识到的是，可以部分去除细胞群，其中特定细胞类型的一些细胞通过输送的能量被去除，而一些细胞被保留，可选地被修改。
在其它实施例中，算法被配置为产生穿透气道壁W的上皮层E直到并包括基膜BM的能量。在这样的实施例中，可以如上所述发生对上皮层E的改变。此外，基膜BM可能受到所输送能量的影响，以便帮助将气道壁W重塑为健康状态。在一些实施例中，更改基膜BM以便稳定或减小基膜BM的厚度。基膜BM增厚是包括慢性支气管炎和哮喘的许多肺病的特征。因此，输送的能量可以靶向基膜BM，以便停止或逆转这种增厚。在一些实施例中，这种基膜BM的更改影响细胞(诸如嗜中性粒细胞)和炎性分子(诸如细胞因子)穿过基膜BM的能力，从而有助于健康气道壁W的再生。
在一些实施例中，算法被配置为产生穿透气道壁W的上皮层E并超出基膜BM的能量。由于沿着肺通道的解剖结构的变化，超出基膜BM的气道壁W的各层的位置可以变化。例如，平滑肌层SM的位置可以沿着肺通道的长度变化，范围从邻近基膜BM到固有层LP下方。因此，可以滴定能量输送以靶向特定肺通道区段的气道壁W的选择层。例如，可以选择或调整算法以在其特定位置处影响平滑肌层SM。平滑肌肥大是包括慢性支气管炎、哮喘和导致气道高反应性的几种其它气道疾病的许多肺部疾病的特征。在一些实施例中，输送的能量诱导平滑肌细胞的细胞死亡。这可以减少气道高反应性并引起期望的支气管扩张。
在一些实施例中，选择或调整算法以影响粘膜下腺体SG。粘膜下腺在患病的气道中过量产生和过度分泌粘液。在一些实施例中，输送的能量诱导粘膜下腺体SG的细胞死亡。粘膜下腺体SG的减少可导致气道中较少的粘液和改善患者恢复结果。
在一些实施例中，选择或调整算法使得输送的能量影响固有层LP。固有层LP由疏松的结缔组织组成。固有层LP的结缔组织和基质结构是非常可压缩和弹性的，其允许肺通道的扩张。此外，松散结构允许存在许多细胞类型。固有层LP的细胞群是可变的，并且可以包括例如成纤维细胞、淋巴细胞、浆细胞、巨噬细胞、嗜酸性白细胞和肥大细胞。患有气道疾病的患者通常具有慢性炎症，特别是淋巴细胞和巨噬细胞的群体增加。在一些实施例中，输送的能量减少炎性细胞，特别是淋巴细胞、巨噬细胞和/或嗜酸性粒细胞的量，从而减少炎症。这种能量诸如通过细胞死亡从固有层LP中去除细胞，同时维持细胞外基质。通过维持基质结构，干细胞和/或其它细胞能够重新填充基质，从而形成健康组织。这与其中气道壁W的层(包括细胞外基质)例如通过将层熔化或塌缩在一起被永久性改变的纤维化或其它瘢痕形成机制形成对比。此外，软骨层CL不会受损，从而维持气道的结构完整性并防止塌缩。
因此，可以认识到的是，可以使用一种或多种算法来提供能量以影响气道壁W的一个或多个层。能量可以穿透到气道壁W内的特定深度，从而影响从墙壁W的表面延伸到特定深度的许多层。或者，能量可以被配置为影响特定深度处的细胞而不影响周围的层。这些影响可以包括诸如通过细胞死亡或脱离的细胞去除，或细胞的修改，诸如改变细胞的特定功能。在一些情况下，仅相同类型或相同层中的细胞的一部分可能受到所输送能量的影响。可选地，可以输送利用相同或不同算法的附加能量以影响相同类型或相同层中的较大部分或全部细胞。或者，可以输送使用相同或不同算法的附加能量以增加影响。例如，附加的能量可以导致先前修改的细胞的细胞去除。另外，可以输送利用相同或不同算法的附加能量以影响气道壁的不同部分或深度。
去除或修改细胞的实际机制可以取决于算法152、能量输送主体108和患者解剖结构而变化，这仅仅是举几个示例。在一些实施例中，通过介电电泳去除(例如，脱离)细胞。
介电电泳描述了在施加的非均匀的电场的影响下粒子的移动。介电电泳运动由施加的场在粒子中诱发的电荷的大小和极性决定。在粒子中诱导的偶极矩可以通过在粒子边界处产生相等和相反的电荷来表示。由于这种诱导电荷不均匀地分布在粒子表面上，因此产生了宏观偶极子。由于施加的场是非均匀的，因此局部电场和在粒子每侧上产生的力将是不同的。因此，取决于粒子相对于周围介质的相对极化率，它将被诱导朝向内电极和高电场区域(正介电电泳)或朝向其中场较弱的外电极(负介电电泳)移动。介电电泳力是细胞体积和极化、周围介质的电导率和介电常数以及产生的电场幅度的频率和空间梯度的函数。
在一些实施例中，去除诸如纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC的异常上皮细胞是由能量输送主体108输送的一个或多个能量脉冲诱导的介电电泳的结果。特别地，在一些实施例中，上皮层E通过介电电泳的作用分离，其中异常纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC被拉离锚定的基底细胞BC并从气道壁W去除。回想一下，基底细胞BC通过半桥粒H连接到基膜BM，而基底细胞BC经由桥粒D连接到杯状细胞GC和纤毛上皮细胞EC。能量参数和电极配置可以被设计成使得桥粒连接D分离但是半桥粒H保持完整，从而去除表面细胞，使基底细胞BC基本上完整，并准备再生上皮细胞。
图19示意性地示出通过介电电泳效应去除上皮细胞。这里，具有能量输送主体108的导管102的实施例的远侧部分被示出定位在肺通道内。能量204从能量输送主体108输送，如虚线电场线所指示的。由于能量输送主体108的形状和从外部施加到患者P的皮肤上的返回电极140的放置，电场是非均匀的。在该实施例中，能量输送主体108带正电。这是电场中最强/最集中的极点。返回电极140带负电，并且是电场中最弱的极点。因此，非均匀电场导致上皮细胞(例如，纤毛假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC)从气道壁W脱离和移位(如向下箭头所指示的)。然后上皮细胞通过天然或诱导机制被去除。
可以认识到的是，在一些实施例中，通过其它机制(诸如电穿孔)去除或修改细胞。可逆电穿孔是一种非热技术，其中短的高压脉冲产生增加细胞膜电压的强电场，从而导致细胞膜(例如，质膜)中的孔的产生。这些孔允许将化学物质、DNA和/或其它试剂引入到细胞中。因此，在一些实施例中，可以使用可逆电穿孔，以便修改气道壁W中的细胞，以便增加药品或药剂的摄取。不可逆电穿孔(IRE)是一种非热消融技术，其中短的高压脉冲产生增加细胞膜电压的强电场，从而导致细胞膜(例如，质膜)中的孔的产生，从而诱导细胞的坏死，而没有实质的蛋白质变性。因此，在一些实施例中，可以使用不可逆的电穿孔，以便通过细胞死亡去除细胞。还应该认识到的是，在一些实施例中，通过机制的组合，诸如介电电泳和电穿孔的组合，去除或修改细胞。
作为影响气道壁W内的组织细胞的替代或附加，所输送的能量可以影响位于气道壁W中或附近的病原体。示例病原体类型包括但不限于细菌(例如，流感嗜血杆菌、肺炎链球菌、粘膜炎莫拉氏菌、金黄色葡萄球菌、铜绿假单胞菌、洋葱伯克霍尔德菌、机会性革兰氏阴性菌、肺炎支原体和肺炎衣原体)、病毒(鼻病毒、流感/副流感病毒、呼吸道合胞病毒、冠状病毒、单纯疱疹病毒、腺病毒)和其它生物(例如，真菌)。
在一些实施例中，肺组织修改系统100可以附加地或替代地用于冲击在气道腔内(例如，在粘液层M内)或在患者的气道壁W的组织层内发现的病原体，使得控制、减少和/或消除感染。在一些实施例中，从系统100输出的能量影响粘液层M和可能位于气道中或气道附近的任何病原体。粘液层M可能变得不那么粘稠，从而使患者更容易通过咳嗽排出。病原体可被杀死或编程以致死亡(例如，凋亡)，从而减少或消除感染。
在一些实施例中，系统100可以帮助患者演进出对靶向病原体的抗体或其它共生和支持性免疫应答，从而改善未来的免疫力和未来对该病原体的抵抗力。由于系统100以基本上非热的方式影响病原体，导致细胞死亡，因此细胞片段仍然含有蛋白质。随着这些更完整的蛋白质被释放到局部环境和循环中，免疫系统演进出新的监测、识别和对这些挑战的威胁响应的方法，这可以增强宿主未来对这些挑战或病原体的防御。
如前所述，可以认识到的是，可以操纵能量信号参数以产生不同的效果，诸如不同的穿透深度。在一些情况下，系统100可以被配置为使得仅粘液层M和任何常驻病原体受到影响。在一些情况下，发生上皮层E的分离。在一些情况下，系统100可以被配置为使得上皮层E分离发生，病原体受到影响，和/或更深的结构通过单一能量输送算法受到影响。在一些情况下，发生器可以具有存储在其中的各个能量输送算法，并且用户可以应用这些算法中的两个或更多个来为个体患者定制疗法。这可以在单个治疗期或多个治疗期中完成，以便满足个体患者的需要。
在一些情况下，可能期望影响更深的细胞，包括平滑肌细胞SM粘膜下腺体SG和/或神经N。患者的病理学可能比由上皮E引起的粘液分泌过多更复杂并因此手术想要影响更深层的结构。已知气道平滑肌细胞SM导致支气管高反应性，粘膜下腺体SG可导致严重的粘液分泌过多，并且神经N支配粘膜下腺体SG和气道平滑肌SM两者。替代地，具有混合病理学的患者，诸如哮喘和慢性阻塞性肺病(COPD)(例如，哮喘-COPD重叠综合征)，可以受益于针对几种机制(例如，粘液分泌过多、平滑肌肥大、纤毛功能障碍等)和/或靶标组织的手术。可以滴定能量剂量(例如，基于传感器和/或其它反馈迭代地修改)以影响上皮细胞E深处的结构。在一些情况下，随着能量剂量增加，粘膜下腺体SG经历温和的部分膜裂解或结构完整性的显著损失。独特地且与热能不同，作为位于上皮E和粘膜下腺体SG之间的细胞层的固有层LP保持不变。热能源会引起细胞外基质结构的显著变化并导致纤维化。
除了粘膜下腺体SG之外，平滑肌SM可以取决于给药而受到影响，范围从局灶性改变到闭塞，这导致上皮E在数天至数周内去除。软骨层CL是气道壁中最深的结构，其不受能量影响，并且没有炎症或坏死的迹象，从而充当绝缘屏障。
IV.传感器
在一些实施例中，系统100中包括一个或多个传感器160以测量一个或多个系统或组织参数。示例传感器160包括温度传感器、阻抗传感器、电阻传感器、表面电导传感器、膜电位传感器、电容传感器和/或力/压力传感器或其组合。因此，由传感器160测量的参数可以包括阻抗、膜电位或电容和/或温度，这仅仅是举几个示例。传感器160可以用于(a)获得基线测量，(b)在能量输送期间测量参数，和/或(c)测量能量输送之后的参数等。
传感器160可定位在能量输送主体108上、邻近能量输送主体108或沿着导管102的远侧部分的任何合适位置。温度传感器可监测电极的温度和/或电极/组织界面。阻抗传感器可以监测任何两个电极两端组织的阻抗。电导传感器可以监测任何两个电极两端的电能传输。力/压力传感器可以监测电极放置在组织上的力或压力的大小。
该传感器信息可以用作对系统的反馈，作为非限制性示例，以便确定能量输送主体108的适当部署、驱动治疗性算法152和/或出于安全原因停止能量输送。传感器160还可以用于感测何时达到充分的治疗。生成器104内的算法152还可以使用感测到的数据来自动滴定治疗性算法152，使得实现靶组织治疗。换句话说，可以以迭代方式基于传感器数据修改治疗性算法的一个或多个参数和/或方面。例如，在一些实施例中，可以基于传感器数据来增加或减少功率和/或能量持续时间。
A.阻抗传感器
1.确保能量输送主体的正确放置
在一些实施例中，一个或多个阻抗传感器用于确定能量输送主体108是否正确地插入并部署在肺的气道中。在一些实施例中，短持续时间、低电压信号在能量输送主体108在气道的目标区域内的放置和部署/扩展期间被输送到能量输送主体108。基于由发生器104从一个或多个阻抗传感器接收到的测得的电流反馈，发生器的处理器154使用设定电压和实际电流执行计算以计算阻抗。然后将计算出的阻抗与被认为对于正确插入和部署的能量输送主体108可接受的阻抗值进行比较。如果计算出的阻抗在可接受的阻抗范围之外，则发生器104显示特定消息和/或发出特定声音以警告操作者。例如，如果能量输送主体108仍然在支气管镜112内，则发生器104可以测得在可接受范围之外的非常高的阻抗。在这种情况下，发生器然后可以显示消息(例如，检查电极位置)，直到操作者将能量输送主体108重新定位到阻抗明显更低并在可接受范围内的气道中。此时，消息可以改变(例如，就绪)。
可以认识到的是，其它类型的传感器，诸如温度、力或压力传感器可以附加地或替代地用于在开始治疗之前验证电极与组织的接触。还可以认识到的是，电极和气道的壁之间的充分接触是有效治疗的重要因素。需要牢固且始终如一的接触以令人满意地将来自电极的能量耦合到组织并实现期望的组织效应。
2.确保导管的正确运作
在一些实施例中，利用一个或多个阻抗传感器来确定导管102是否有工作或可能有缺陷。在这样的实施例中，短持续时间、低电压信号(例如，具有1-5个封包的持续时间的信号和约500V的电压)在能量输送主体在目标区域内的放置和部署/扩展期间被输送到能量输送主体。基于由发生器104接收到的测得的电流反馈，发生器的处理器154使用设定电压和实际电流执行计算以计算阻抗。将计算出的阻抗与被认为对于正确工作的导管可接受的阻抗值进行比较。如果计算出的阻抗在可接受的阻抗范围之外，则发生器104可选地显示特定消息和/或发出特定声音以警告操作者。例如，如果导管有缺陷，则阻抗可能非常高。在该实施例中，发生器14显示消息(例如，“替换导管”)。一旦导管被替换，发生器104然后就可以检测到在可接受的范围内低得多的阻抗并显示另一个消息(例如，“定位导管”)。因此，阻抗测量可以用于通过检测故障导管来防止安全问题。
3.修改能量算法
在一些实施例中，可以在施加能量之前或之后进行阻抗测量，以便定义要应用哪个能量输送算法152和/或将附加能量施加到目标位置的需要。在一些实施例中，可以使用治疗前阻抗测量来确定各种信号参数的设置。在其它实施例中，传感器可以用于确定是否应该调整能量输送算法。
在一些实施例中，阻抗测量如下进行。一旦被定位在肺通道内的目标区域，就经由发生器(例如，发生器104)将短持续时间的低电压信号输送到能量输送主体108。基于由发生器104接收到的测得的电流反馈，发生器104使用设定电压和实际电流执行计算以计算阻抗。将计算出的阻抗与被认为可接受的测量阻抗的阻抗值进行比较。然后，基于测得的阻抗来修改或定制能量输送算法152。可以调整的参数包括但不限于电压、频率、休息时段、循环计数、死区时间、封包计数或封包的数量或其组合。因此，反馈控制回路可以被配置为基于测得的一个或多个系统或组织参数来修改能量输送的参数。
在一些实施例中，一个或多个阻抗传感器用于监测组织的电特性。阻抗值可以被视为组织状态的指标。在一些实施例中，在不同频率下测量阻抗以提供阻抗谱。该谱表征阻抗的频率相关或无功分量。组织具有电阻和无功分量；这些是复阻抗的分量。电抗是包括组织电容和电感的阻抗的频率相关分量。组织的状态的变化可导致总阻抗的变化以及复阻抗的电阻或无功分量的变化。复阻抗的测量涉及在两个电极之间传导低电压感测信号。信号可以包括但不限于正弦波。复阻抗的变化，包括电阻或电抗的变化，可以反映治疗组织的状态，并且因此可以用作治疗影响组织、不影响组织和/或治疗可以完成的指标。阻抗值也可以取决于传感器和气道组织之间的接触状况而改变。以这种方式，传感器也可以用于确定电极和组织之间的接触状态。
在一些情况下，发生器104指示用户不需要目标位置处的附加能量输送。可选地，发生器104显示特定消息和/或发出特定声音以关于哪个能量输送算法154已被选择，或者关于治疗在那个目标位置处完成来警告操作者。因此，发生器104可以被配置为自动选择针对特定测量阻抗的适当的算法，或者如果确定治疗完成，则切断能量信号的输送。另外，可以使用阻抗或其它传感器来确定由于安全问题应该自动停止治疗。
B.温度传感器
在一些实施例中，一个或多个温度传感器用于在治疗期间测量电极和/或组织温度，以确保沉积在组织中的能量不会导致临床上显著的组织加热。在一些实施例中，在电极处或电极附近测得的温度也用于确定治疗前电极和组织之间的接触状态。这可以通过以足以产生热量但不足以引起实质热损伤的水平施加能量来实现。取决于电极是否被压在气道壁上、是否正在移动，或者是否悬浮在气道腔中，温度在其稳态值或其可变性方面可以不同。
在一些实施例中，一个或多个温度传感器沿着一个或多个能量输送主体108的表面设置，以便接触组织并确保组织未被加热到预定义的安全阈值以上。因此，一个或多个温度传感器可以用于在治疗期间监测组织的温度。在一个实施例中，满足预定标准的温度变化，诸如温度增加超过阈值(例如，40℃、45℃、50℃、60℃、65℃)值，可导致能量输送参数的变化(例如，修改算法)以便尽量降低测量温度或将温度降低到低于预设阈值。调整可以包括但不限于增加休息时间或死区时间，或减少封包计数。这种调整以预定义的逐步途径、作为参数的百分比或通过其它方法发生。
在其它实施例中，一个或多个温度传感器监测组织和/或电极的温度，并且如果超过预定义的阈值温度(例如，65℃)，则生成器104更改算法以自动停止能量输送。例如，如果安全阈值被设定在65℃并且发生器104从一个或多个温度传感器接收到超过温度安全阈值的反馈，则可以自动停止治疗。
C.用于监测电极接触的传感器
在一些实施例中，多个传感器(例如，温度、阻抗、力、压力等)被放置在一个或多个能量输送主体108的表面上的各种位置中，诸如周向放置。在这样的配置中，传感器可以用于指示一个或多个能量输送主体108的表面与支气管气道壁表面之间的接触是否足够，诸如适当地周向和/或稳定。如果传感器指示接触不充分，诸如不是周向(例如，不均匀的温度、阻抗、力等)和/或不稳定(例如，连续变化的温度、阻抗、力等)，则操作者可以调整一个或多个能量输送主体的扩展水平或选择具有不同尺寸、更好地与正在被治疗的支气管的内径匹配的能量输送主体108的导管102。在一些实施例中，发生器104被配置为解释接触的程度、质量和/或稳定性，并向操作者提供反馈以帮助能量输送主体的正确定位。例如，当操作者正在定位一个或多个不周向接触的能量输送主体的过程中时，发生器104上的用户界面150可以显示诸如“不良接触”的消息。
在一些实施例中，力或压力传感器可以用于检测和测量能量输送主体与气道的壁之间的接触力，从而确定能量输送主体和组织之间的接触状况。
可以认识到的是，本文公开的系统100的任何实施例可以包含一个或多个传感器以监测疗法的应用。
V.心动同步
在一些实施例中，能量信号与患者的心动周期同步以防止诱发心律失常。因此，通常通过使用心电图(ECG)监测患者的心动周期。参考图20，典型的ECG描记线600包括表示心房去极化的P波602的重复周期、表示心室去极化和心房复极化的QRS复合波604，以及表示心室复极化的T波606。为了在靠近心脏的气道内安全地输送能量，采用能量输送和患者心动周期之间的同步来降低心律失常的风险。高压能量可以触发心肌内的过早动作电位，因为所输送的能量增加了心肌细胞膜的渗透性，从而允许离子转运，这可以诱发心律失常，尤其是心室颤动。为了避免心律失常，电能以在心肌“脆弱期”之外的方式输送到气道。在一个心动周期(心跳)内，心肌的脆弱期通过整个T波606在ECG上表示。通常，对于心室心肌层，脆弱期与T波606的中间和末阶段重合。但是，当高能脉冲在心室附近输送时，脆弱期可能在心跳早几毫秒发生。因此，整个T波可以被认为是在心室的脆弱期内。
心动周期的其余部分是P波602和QRS复合波604，它们都包括当心房或心室肌肉对高压能量刺激有效不应期的时段。如果在肌肉的有效不应期时段期间输送高压能量脉冲，则可以最小化致心律失常可能性。第一心动周期的ST段608(心室去极化和复极化之间的间隔)和TQ间隔610(包括第一心动周期的结束和第二心动周期的中点的间隔)是其中由于心肌去极化状态(有效不应期)，高压能量可以被输送而不引起心律失常的时段。图20包括阴影方框，其指示期间可以安全地施加能量的心动周期的示例部分。
图21是描绘根据一些实施例的用于使能量的输送与心动周期同步的方法的实施例的流程图。在该实施例中，心电图(ECG)由可操作地连接到能量产生发生器104上的通信端口167的外部心脏监测器170(例如可从AccuSync Medical Research Corporation获得的心脏监测器)获取，但是可以理解的是，可以采用任何合适的监测器。这里，心脏监测器170用于连续获取ECG、分析一个或多个心动周期，并识别安全施加能量的时间段的开始。在一些实施例中，当心脏监测器170检测到该事件/开始(例如，ECG描记线的R波)时，它将低压晶体管-晶体管逻辑(TTL)脉冲(例如，≤5V)发送到通信端口167。在开始步骤650，能量产生发生器104的处理器154监测(在步骤652)通信端口167以确定是否检测到心脏同步脉冲。如果发生器104未检测到TTL脉冲(在步骤654)，则使用用户界面150通知用户(在步骤656)。例如，用户界面150可以显示纯红色心脏和/或任何其它合适的视觉指示符。一旦生成器104检测到心脏同步脉冲(在步骤658)，就使用用户界面150通知用户(在步骤660)。例如，纯红色心脏可以变成黄色闪烁的心脏，在检测到心脏同步脉冲时打开。
由于外部心脏监测器170可以发送假TTL脉冲并且由于如果患者的心率超出正常预期限制、是不稳定的和/或具有不与患者的基线节律相关联/不同于患者的基线节律的加宽的QRS复合波，那么发生器不应该允许继续治疗，因此下一步可以包括检查心率以在TTL脉冲(即，心脏同步脉冲)中建立置信度(在步骤662)。在一个实施例中，发生器104的处理器154用于监视TTL脉冲并计算每个跳动之间被称为Δt1、Δt2、Δt3、Δt4、Δt5的时间。这些值可以作为具有最后五个Δt计算的滚动缓冲区存储在发生器104的数据存储模块156中。接下来，可以计算这五个值的平均值，被称为Δt-ave。检测到的下一个或多个TTL脉冲可以用于计算下一个Δt(s)(例如，Δt6、Δt7等)，其也可以存储在数据存储模块156中。例如，可以利用两个TTL脉冲。
接下来，生成器104的算法模块152用于将这些值与一组标准进行比较，如果满足这些标准，则提供患者的心律正常/一致并且TTL脉冲可靠的置信度。例如，可以计算并检查心率以确保其在40-150跳/分钟(bpm)之间。在该示例中，还可以将Δt6和Δt7与Δt-ave进行比较以验证心率不是不稳定的。在一个实施例中，Δt6和/或Δt7可以在Δt-ave的±15％内，以便继续。在该示例中，必须满足两个标准以便确认置信度(在步骤664)；但是，在其它实施例中，可能不需要两个标准。一旦确认了置信度，就可以使用用户界面150向用户通知继续进行是安全的(在步骤666)。例如，用户界面150上的黄色闪烁心脏可以变为绿色闪烁心脏。接下来，可以使用用户界面150指导用户对发生器104的高能量存储单元(例如，一个或多个电容器)充电。在一个示例中，用户界面150显示标记为“充电”的软键，用户可以按压该软键以对高能量存储单元进行充电。如果没有按压充电按钮(在步骤668)，则处理器154继续检查TTL信号中的心率和置信度。
一旦处理器154识别已按下充电按钮(在步骤670)，处理器154就继续检查TTL信号中的心率和置信度(在步骤672)。在此期间，如果已经过预定义/预定时间量(例如，约30、40、50、60或最多120秒，包括其间的所有值和子范围)没有验证心率和TTL置信度被建立(在步骤674)，则系统中止充电模式并恢复到其中它在检查心率并建立心脏同步脉冲的置信度的系统状态(步骤662)。如果未达到超时(步骤676)，则用户界面150通知用户(在步骤678)直到建立置信度(在步骤680)。用户界面150可以改变，使得软键现在被标记为“就绪”。系统100现在正在等待脚踏开关168被按下。
当系统100等待脚踏开关168被按下时(步骤348)，它继续监测心率并检查置信度(672)。可以预定义另一个超时(例如，约30、40、50、60或最多120秒，包括其间的所有值和子范围)，使得如果用户在该时间内没有按下脚踏开关168(例如，如图所示，达到超时，在步骤674)，则系统中止输送能量的就绪状态并返回到其中它在检查心率并建立TTL脉冲的置信度的系统状态(在步骤662)。一旦用户按下脚踏开关(在步骤684)，就可以开始能量输送(在步骤686)。但是，发生器104可以被配置为等待直到检测到下一个心脏脉冲，以进一步确保在检测到R波之后发生能量输送。在一个实施例中，在检测到TTL脉冲的前沿之后约50毫秒才输送能量；但是这个值可以在约0-300毫秒的范围内。然后可以输送第一能量封包(在步骤686)。然后，处理器104检查以确定是否已经输送所有封包(在步骤688)。如果不是，则处理器154继续监测心率并检查TTL脉冲的置信度(在步骤690)，并且一旦重新建立心脏同步脉冲的置信度(在步骤662)，就可以继续能量输送。
在一些情况下，忽略紧接着能量输送之后的TTL脉冲可能是有益的，因为它们可能是由输送的高压能量引起的误触发。例如，处理器154可以忽略输送能量之后约400ms或在最后一个TTL脉冲的前沿之后约450ms的TTL脉冲。在其它情况下，可以忽略约50ms至约1秒的TTL脉冲，包括其间的所有值和子范围。一旦处理器检测到下一个TTL脉冲，就可以计算下一个Δt并将其与先前定义的标准(在步骤690)进行比较(即，基于滚动平均值)。由于能量输送后心跳的瞬时延迟的可能性，如果下一个Δt落在标准之外，那么简单地将其忽略。然后，可以计算下一个Δt并将其与先前定义的标准进行比较。如果满足标准(在步骤700)，则输送下一个封包(在步骤686)。如果尚未输送所有封包，则系统继续如前所述监测心率并检查心脏同步脉冲的置信度(在步骤690)。如果建立了置信度(在步骤700)，则循环继续。如果没有建立置信度(在步骤702)，则通知用户(在步骤704)，例如，通过使心脏变成黄色并闪烁或变为纯红色。
如果系统100不能确定可接受的置信度，或者在某个时间量内(例如，大约10、20、30、40、50或60秒)不再检测到TTL脉冲，则将达到超时(在步骤706)，并且可以使用用户界面150通知用户(步骤708)。此时，循环可以结束，并且不会输送任何剩余的封包。然后该处理返回到开始(在步骤650)。如果系统可以在设定的时间限制内确定可接受的置信度(在步骤700)，则不会达到超时(在步骤688)，并且循环继续，如前所述继续监测心率并检查置信度(在步骤690)。如果获得了置信度(在步骤700)，则输送下一个能量封包(在步骤686)。一旦输送了所有封包，就认为治疗完成(在步骤710)并且通知用户治疗完成(在步骤708)。如果与任何高能量封包的输送相关联的电流(在步骤686)超过设定值(例如，约45安培)，则循环也可以结束(在步骤708)。
可以认识到的是，在一些实施例中，用于获取心电图170的部件与发生器104整体形成。如果心脏监测器限于获取高达5-导联ECG，那么将附加的导联并入到系统中可能是有益的。这将进一步消除使用通信端口167接收心脏同步脉冲的需要。相反，处理器154可以被配置为直接检测R波并评估整个QRS复合波的完整性。
在一些实施例中，处理器154可以被配置为使用少于或多于五个Δt来计算Δt-ave。在一些实施例中，处理器154可以被配置为使用三到十个之间的Δt来计算Δt-ave。此外，处理器154可以被配置为使用除Δt6和Δt7之外的Δt来确认置信度。例如，处理器154可以被配置为使用任何后续的Δt。处理器154还可以被配置为允许心率超过上述40-150bpm。例如，处理器154可以被配置为允许30-160bpm范围内的心率，包括其间的所有值和子范围。处理器154还可以被配置为允许Δt6或Δt7大于或小于±10％。例如，处理器154可以被配置为允许Δt6或其它数据点(包括滚动平均值)在±3％至±50％内。本文提供的用户界面150示例仅仅是示例，不应该被认为是限制性的。
因此，可以认识到的是，发生器可以被配置为连续监测患者的心率，并且在诱发心律失常的情况下，治疗将自动停止并且可以发出警报声音。
VI.成像
与可能有用的成像相关联的方法包括：(a)检测患病的靶组织，(b)识别待治疗的区域，(c)评估治疗区域以确定能量输送的有效程度，(d)评估目标区域以确定区域是否被遗漏或治疗不充分，(e)使用术前或术中成像来测量目标治疗深度，并使用该深度选择特定能量输送算法来实现对该深度的组织效应，(f)使用术前或术中成像来识别靶细胞类型或细胞界面，并使用该位置或深度来选择特定能量输送算法以实现对该靶细胞类型或细胞界面的组织效应，和/或(g)使用术前或术中成像来识别存在或不存在具有或不具有发炎组织的病原体。
在一些实施例中，可以使用共焦激光内窥显微镜(CLE)、光学相干断层扫描(OCT)、超声、静态或动态CT成像、X射线、磁共振成像(MRI)和/或其它成像模态，或者作为单独的装置/系统，或者通过并入到能量输送导管102或单独设备中而并入/集成(功能上和/或结构上)到肺组织修改系统100中。成像模态可以用于定位和/或进入访问组织的各个部分，如上皮的厚区域、杯状细胞增生、粘膜下腺、平滑肌和/或相对于系统在胸部部署的地点的其它异常所演示的。在一些实施例中，可以测量治疗的目标深度并将其用于选择足以治疗该目标深度的治疗算法152。然后可以在异常气道壁组织的部位处部署至少一个能量输送主体，并且输送能量以影响靶组织。可以在治疗之前、期间、之间和/或之后使用成像模态以确定治疗已经被输送或尚未被输送的位置或者能量是否充分地影响气道壁。如果确定遗漏区域或者没有充分影响区域，则可以重复能量输送，然后进行成像模态，直到实现充分的治疗。此外，成像信息可以用于确定是否应用了特定细胞类型和/或期望的治疗深度。这可以允许定制能量输送算法以治疗各种各样的患者解剖结构。
在一些实施例中，可以进行与使用荧光剂(例如，荧光素)组合的成像以增强对可能在气道中的病原体的识别。可以选择荧光剂以直接标记某些病原体(例如，细菌)或间接标记与各种感染状态(例如，嗜中性粒细胞)相关联的细胞，这些细胞然后将是可见的。在一些实施例中，这种成像方法/途径可以包括以下步骤：获得气道的进入权、将荧光剂输送至气道内、通过将激发信号输送至气道中来激发荧光剂，以及评估是否存在响应于激发信号的荧光。
A.针对进入进行成像
通常，本文公开的方法、装置和系统可以经由天然孔口路线(例如，从嘴或鼻子)、人工创建的孔口(例如，经由气管切开术、经由手术创建的造口和/或任何合适的术内和/或手术孔口)和/或经由通过气道进入肺和/或组织(例如，薄壁组织)的其它区域的人工创建的孔口进入肺组织或目标区域(例如，气管、主干支气管、肺叶支气管、节段性支气管、亚节段支气管、薄壁组织)。所使用的途径类型可以取决于诸如患者的年龄、合并症、对其它伴随手术的需要和/或先前手术史等因素。
用于进入气道和/或其它肺组织(例如，薄壁组织)的方法可以包括使用经由鼻或嘴输送的支气管镜的工作通道进入气管和/或更远侧的支气管。如先前在图8A-8B中所示，支气管镜112可以被插入到患者P的嘴或口腔OC或其它天然孔口，诸如鼻子或鼻腔NC中。类似地，其它肺组织LT，诸如薄壁组织，可以经由鼻子或嘴进入，如图22所示。如图所示，导管102的远端被推进到气管T、主干支气管MB中并进入到肺叶支气管LB中，从而从气道穿过进入到周围肺组织LT中。这可以通过具有引导系统的工具或导管来实现，该引导系统允许在肺通道外引导。
可以认识到的是，在一些情况下，可能不需要和/或不期望直接可视化，并且治疗导管可以经由鼻子或嘴直接输送到气道中。
在其它实施例中，经由插入到胸部中的其它器具实现进入气道和/或肺组织(例如，薄壁组织)。同样，在一些实施例中，各种成像模态中的一种或多种(例如，CLE、OCT)与直接可视化一起使用，或者代替直接可视化使用。作为示例，支气管镜112可以经由嘴输送以允许导管102的直接可视化和输送，而替代的成像模态可以经由支气管镜112的另一个工作通道、经由鼻子、或邻近于支气管镜经由嘴输送。在一些实施例中，成像模态(例如，直接可视化、CLE和/或OCT)通过适当的机制并入到导管102中，以将成像模态连接到系统发生器104或市售控制台。图23A和23B分别描绘了使用CLE和OCT可获得的示例图像。这些图像可以用于指导输送到先前在CT扫描上使用气道壁厚度(AWT)测量识别出的预定位置，以基于细胞结构的可视化来进行靶向治疗和/或评估治疗的有效性。
B.针对治疗计划进行成像
与成像相关联的方法可以包括使用成像预治疗来计划手术。成像可以用于检测患病的靶组织、识别待治疗的区域和/或用于确定适当的能量输送算法来实现期望的治疗深度。例如，可以在术前或术中获得CT扫描，从中获得AWT或Pi10(内部周长为10mm的气道的理论气道壁厚度)测量。可以使用这些度量来识别目标区。再次参考图23A-23B，CLE或OCT可以用于测量目标治疗深度。期望的治疗深度可以基于如从气道腔LMN到基膜BM所测量的上皮E的厚度t；距离诸如杯状细胞GC或平滑肌(未示出)的靶细胞类型的距离d；和/或医生确定在医学上适合的任何其它结构。图23B提供了患病气道的示例OCT图像。气道的厚度t'可以通过测量从气道管腔LMN到气道的外边缘EDG的距离来确定。然后可以使用那些测量来选择特定能量输送算法152以实现对该深度的组织效应。例如，发生器104可以具有允许选择期望治疗深度的用户界面150(诸如触摸屏)。一旦操作者选择了期望的深度，系统100就可以被配置为自动选择适当的能量输送算法152来实现该深度。还可以进行其它解剖学评估以帮助选择目标治疗部位。例如，使用CLE，可以评估杯状细胞GC的大小和/或密度以及从气道管腔LMN到杯状细胞GC的距离d，以靶向治疗位置和目标深度。这些方法将允许针对每个患者定制治疗。
在一些实施例中，支气管镜112的使用可以允许进行术前计划，其中获取痰样本用于分析。如果发现一种或多种病原体，则该信息可以用于确定适当的能量输送算法152，以实现作为初始数据结果的期望治疗深度。在一些情况下，诸如病原体鉴定与改进的组织成像的组合，可能期望将治疗深度限制为仅仅其中病原体大量繁殖的粘液层M；而在其它情况下，可能期望影响更深的气道结构。为了计划治疗，可以获得痰样本并进行评估以确定是否可能存在气管支气管树的感染。如果认为存在感染，则可以对发生器进行编程以影响气道的粘液层而基本上不影响包含引起感染的病原体或其它肺组织的其它层。进行痰液测试的方法也可以用于评估治疗的效果。为了评估治疗的效果，可以在能量输送手术之后或稍后的时间取得额外的痰样本以及活组织检查。通过将这些样本和活组织检查与计划样本和彼此进行比较，可以确定手术的有效性。这些数据与患者的临床检查相结合，可以用于进一步优化治疗。
进行一种或多种组织活检的方法可以用于计划治疗和/或评估治疗的效果。为了计划治疗，可以进行活组织检查并用显微镜评估，以确定患者适应性(例如，过度的粘液产生、杯状细胞密度、杯状细胞肥大、上皮厚度、炎症、基膜增厚、粘膜下炎症、粘膜下嗜酸粒细胞增多、粘膜下腺增稠、平滑肌肥大或其它参数)和/或气道阻塞的程度(例如，上皮和/或其它层的厚度)。通过测量这些参数中的一个或多个，可以对发生器进行编程以影响特定深度的组织，从而允许为每个患者定制能量输送算法。例如，对于具有较厚上皮层的患者，可以增加电压。为了评估治疗的效果，可以在能量输送手术之后立即或在稍后的时间进行另外的活组织检查。通过将这些活组织检查与计划活组织检查相互比较，可以确定手术的有效性。例如，如果治疗后活组织检查显示计划的活组织检查中没有发生变化，那么或者没有对该位置进行治疗或者没有施加足够的能量来影响组织。但是，如果后处理活组织检查显示上皮厚度和/或结构减少(即，健康上皮的再生)，那么可以验证能量输送的有效性。通过沿着气道进行多次活组织检查，可以进一步评估是否治疗了总表面积的足够百分比。这些数据与患者的临床检查相结合可以用于进一步优化疗法。
C.治疗期间的成像
支气管镜112的使用允许靶组织的直接可视化和导管102放置和部署的视觉确认。在一些实施例中，可能不需要直接可视化，并且导管102被直接输送到气道中。替代地，各种成像模态(例如，CLE、OCT)可以与直接可视化一起使用或者代替直接可视化。作为示例，支气管镜112可以经由嘴输送以允许导管102的直接可视化和输送，而替代的成像模态可以经由支气管镜112的另一个工作通道、经由鼻子、或邻近于支气管镜经由嘴输送。在一些实施例中，成像技术(例如，直接可视化、CLE和/或OCT)可以通过适当的机制并入到导管中，以将成像技术连接到系统发生器或市售控制台。
D.对治疗后进行成像
在一些实施例中，与成像相关联的方法可以包括使用成像(例如，使用成像模态169)来评估手术进行中和/或手术后的有效性。在一些实施例中，在手术期间，操作者可以使用成像来评估目标治疗区域以确定区域是否被遗漏或未充分治疗。例如，如果区域未被充分治疗，那么操作者可以观察到未达到目标深度。然后，操作者可以重新测量深度、选择适当的治疗算法152，并在同一位置再次治疗。在一些实施例中，如果发生器104不具有基于期望深度的各种预设算法，则可以使用相同的能量输送算法。也可以在手术后使用成像来监测愈合过程并将组织变化与临床结果关联。愈合过程可以使可视化组织变化更容易地并评估手术的有效性。这些数据可以进一步使得医生决定执行额外的手术以影响额外的组织。
VII.导管实施例
设想了各种能量输送导管102的实施例。本文描述的特性和特征可以以任何组合使用以实现期望的组织效应。通常，这种导管102被确定大小并且被构造成治疗具有大约3-20mm的管腔直径的肺通道。通常，能量输送主体108在肺通道内腔中扩展，以便位于靠近、抵靠、接触管腔的壁W或对管腔的壁W施加压力或力。在一些实施例中，能量输送主体108扩展至高达22mm的直径，特别是3-20mm或3-22mm的直径。
图24描绘了能量输送导管102的实施例，该能量输送导管102具有由至少两个突起组成的单个能量输送主体108，每个突起径向向外延伸以便接触肺通道的内腔壁。可以理解的是，虽然可以存在单个突起，但是通常存在两个突起以将基本上相反的力施加到肺通道的壁上以在其间支撑导管。在该实施例中，至少两个突起包括多个条带或导线120，它们由近端约束件122和形成螺旋形篮的远端约束件124约束。在该实施例中，近端约束件122附接到轴106，并且轴106不穿过能量输送主体108。这允许能量输送主体108塌缩到自身上而不会在其中具有添加的轴106的维度。能量输送主体108以塌缩构型输送到目标区域。例如，通过将护套126放置在能量输送主体108上，可以实现这种塌缩构型。在图24中，由于轴106终止于近端约束件122，因此远端约束件124基本上不受约束并且可相对于导管102的轴106自由移动。在能量输送主体108上推进护套126允许远端约束件124向前移动，从而使能量输送主体108延长/塌缩和受到约束。护套126的缩回允许能量输送主体108扩展，诸如通过自扩展。可以认识到的是，在替代实施例中，条带或导线120是直的而不是形成为螺旋形(即，被配置为形成直形篮)。在又一个实施例中，能量输送主体108是从管中被激光切割的。
在一些实施例中，能量输送主体108包括多个电极107，其中每条导线120充当单独电极107并且能够使用其旁边的导线作为返回电极或使用附接到患者的离散电极作为返回电极进行单独发射。在一些情况下，能量输送主体108的每条导线120可以与彼此的导线120电隔离，并且单独的导线可以将能量从发生器104传输到能量输送主体108的导线120。在其它情况下，两条或更多条导线120可以彼此电连接以形成一组或多组导线。发生器104的算法152可以执行从一条导线(或一组导线)到另一条(或另一组)导线的适当切换以及在有效和返回(接地)状态之间导线功能的交替。
图25描绘了其中能量输送导管102包括两个能量输送主体，第一能量输送主体108和第二能量输送主体108'的实施例，其中每个体108、108'的功能类似于图24的实施例。在该实施例中，第一能量输送主体108沿着第一轴106的远端设置，并且第二能量输送主体108'沿着第二轴106'的远端设置。如图所示，轴106、106'平行排列，使得它们一起可通过护套126。在一些实施例中，轴106、106'固定在一起，使得它们一致地移动。在这样的实施例中，轴106、106'通常被布置成使得能量输送主体108、108'交错，诸如使第二能量输送主体108'设置得比第一能量输送主体108更远，如图25所示。在这样的布置中，能量输送主体108、108'可以分开任何合适的距离。同样，能量体108、108'相对于轴106、106'布置，使得能量输送主体108、108'的扩展不会以任何方式受到冲击。例如，在该实施例中，能量输送主体108、108'布置成使得第二轴106'不会干扰第一能量输送主体108的扩展。相反，第二轴106'穿过导线120之间的篮形能量输送主体108。在一些实施例中，轴106、106'没有固定在一起并且能够相对于彼此移动，特别是轴106、106'能够相互平行在纵向上滑动。在这样的实施例中，轴106、106'可以相对于彼此移动，以增加或减小能量输送主体108、108'之间的距离。一旦达到期望的距离，轴106、106'就可以固定在适当位置，以维持能量输送主体108、108'之间的期望距离。
在图25所示的实施例中，每个能量输送主体108、108'包括以导线120形式的由电极107构成的螺旋形篮。能量输送主体108、108'可以以双极方式和/或单极方式被激活。可以认识到的是，在替代实施例中，导线或条带120可以是直的而不是形成为螺旋形(即，被配置为形成直形篮)。在一些实施例中，能量输送主体108、108'是从管中激光切割的。在该实施例中，第一轴106终止于第一电极体108的第一近端约束件122，使第一远端约束件124基本上不受约束。第二轴106'终止于第二电极体108'的第二近端约束件122'，使第二远端约束件124'基本上不受约束。在能量输送主体108、108'上推进护套126允许远端约束件124、124'向前移动，从而使能量输送主体108、108'塌缩、延长和受到约束。护套126的缩回使能量输送主体108、108'暴露，以便扩展和输送能量。
图26描绘了能量输送导管102的实施例，能量输送导管102具有单个能量输送主体108，该单个能量输送主体108包括由多个条带或导线120形成的单极电极107，其中能量输送主体108安装在延伸穿过能量输送体108的轴106上。再次，能量输送主体108具有由近端约束件122和远端约束件124约束的篮形状。在这种配置中，为了使能量输送主体108塌缩，或者近端约束件122或者远端约束件124在轴106上自由滑动，而另一端固定地附接到轴106。在将能量输送主体108输送到目标治疗区域后，护套126由操作者经由例如可操作地连接到护套126的导管手柄110的杠杆或滑块或柱塞撤回。护套126的撤回消除了使能量输送主体108保持塌缩的限制，从而允许其扩展，导致能量输送主体108的导线120接触支气管壁。
在一些实施例中，能量输送主体108的塌缩构型可以通过在不使用护套126的情况下限制其扩展的机制来实现。例如，在一些实施例中，拉线附接到能量输送主体108近端约束件122并且沿着轴126顺着管腔向下延伸，在那里它可操作地连接到导管手柄110的杠杆、滑块或柱塞。在该实施例中，远端约束件124固定地附接到轴106，并且近端约束件122被配置为在轴106上自由滑动。当拉线处于拉力下时，近端约束件122被定位成使得能量输送主体108塌缩。拉线可以通过限制在手柄110内而维持在该位置。拉力的释放，诸如通过减小或去除手柄110内的限制，允许拉线移动，从而释放近端约束件122，并且允许当能量输送主体108的自扩展特性引起扩展时，它行进得更靠近其远端约束件124。
在其它实施例中，近端约束件122固定到轴106，并且远端约束件124可在轴106上自由滑动。另外，推杆(或实现更高柱强度的管)附接到远端约束件124并且沿着内轴106顺着腔管向下延伸，在那里它可操作地连接到诸如导管手柄110的杠杆、滑块或柱塞的机制。当推杆被推动并随后被限制在导管102的手柄110内时，远端约束件124远离近端约束件122移动，这使得能量输送主体108塌缩。当能量输送主体108自扩展时，推杆的释放允许能量输送主体108扩展。替代地，推杆可以缩回，从而将远端约束件124拉向近端约束件122，这使得能量输送主体108扩展。
在图26所示的实施例中，能量输送主体108由编织金属管形成，该编织金属管被约束在近端约束件122和远端约束件124两者处并且配置为形成篮子。如上所述，能量输送主体108可以被控制(即，塌缩、展开)。当能量输送主体108包括编织金属管时，编织管中的每条导线由其旁边的多条导线支撑，并且由编织物本身的交织特性支撑。这种支撑和交织构型可以确保导线之间的空间(其它方式也被称为编织物的孔或开口大小)的最小变化。此外，这种支撑和交织构型可以允许从非常小的导线构造编织物，并且仍然具有篮的显著径向稳定性。这允许使用许多导线(例如，12、16、18、20、22、24条等)，同时在塌缩/约束状态下维持能量输送主体108相对小的轮廓并且当(一个或多个)电极被展开/扩展时优化编织管的开口大小。在该实施例中，导线之间的空间相当小，从而导致在肺通道的内腔的360度上基本上连续的治疗。
图27示出了其中两个能量输送主体108、108'承载在单个轴106上的实施例。为了使能量输送主体108、108'塌缩，第一能量输送主体108的第一近端约束件122固定地附接到导管轴106。另一端约束件122'、124、124'能够在导管轴106上自由滑动。导管用约束能量输送主体108、108'的护套126输送。在将能量输送主体108、108'输送到目标区域后，操作者可以经由例如诸如导管手柄110的杠杆或滑块或柱塞等机制撤回护套126。护套126的撤回去除使能量输送主体108、108'保持塌缩的限制，因此允许它们扩展，从而导致能量输送主体108、108'的表面接触支气管壁。此外，在一些实施例中，第一远端约束件124和第二近端约束件122”经由耦合器800彼此连接。耦合器800使用电绝缘材料(例如，聚醚嵌段酰胺管、聚酰亚胺管等)，以在能量输送主体108、108'之间提供绝缘间隙802来实现它们之间的电不连续性。在一些实施例中，该间隙802在1和20mm之间。这防止在导管轴106内发生电弧。
在一些实施例中，能量输送主体108、108'的塌缩构型可以通过在不使用护套126的情况下限制它们的扩展来实现。例如，在一个实施例中，拉线的远端(未示出)附接到第二远端约束件124'并且拉线的近端附接到手柄110的机制(例如柱塞、滑块或杠杆)。第一近端约束件122固定地附接到导管轴106，并且另一端约束件124、122'、124'在导管轴106上自由滑动。这种配置假设能量输送主体108、108'在经由支气管镜开始放置之前处于塌缩状态，并需要操作者部署/扩展它们。通过操作者激活手柄110的机制(例如，杠杆、柱塞或滑块)来实现该部署/扩展，该机制将第二远端约束件124'拉向第一近端约束件122，从而有效地部署/扩展两个能量输送主体108、108'。在另一种配置中，可以通过采用两根拉线来实现扩展，每根拉线分别附接到每个能量输送主体108、108'。在这样的实施例中，操作者可以分别控制能量输送主体108、108'的扩展水平。
在一些实施例中，一个或多个能量输送主体108、108'在两端处都不受约束，而不是一端不受约束，从而形成半篮形状。图28A示出了其中一个能量输送主体108'在扩展时形成半篮形状的一端处不受约束的实施例。在该实施例中，能量输送主体108、108'都包括编织金属线。最远端能量输送主体108'被约束在第二近端约束件122'和第二远端约束件124'处，并且配置为形成闭合的编织篮形状。最远端能量输送主体108'是可扩展的，使得通常至少最宽的扩展直径接触肺通道的壁W。最近端或第一能量输送主体108被约束在第一近端约束件122处，并且配置为在扩展时形成近似半开的篮子或半篮形状，如图所示。近端能量输送主体108是可扩展的，使得通常至少最宽的扩展直径接触肺通道的壁W。轴106固定地附接到第一和第二近端约束件122、122'。近端能量输送主体108的半篮形状允许其最宽的扩展直径比如果近端能量输送主体108是整个篮形的情况更接近最远端能量输送主体108'的扩展直径。减小能量输送主体108、108'之间的该距离除了允许在能量主体108、108'处的治疗效果之外，还允许能量输送主体108、108'之间的治疗效果。考虑到主体108、108'之间的效果，这最终产生更大的表面治疗效果。此外，半篮形可以有助于避免发生电弧。
图28A中描绘的配置使用如上详细描述的护套(未示出)来输送，其中两个能量输送主体108、108'都是可自扩展的。在另一个实施例中，第二能量输送主体108'在输送到支气管镜之前被置于塌缩状态，并且一旦定位在期望的目标区域中，就经由连接到其第二远端约束件124'和手柄110中的机制的拉线(未示出)展开/扩展。这种全篮(能量输送主体108')和半篮(能量输送主体108)的组合可以用于双极或单极能量输送。当电极由编织金属线制成时，每条导线由其旁边的多条导线支撑，并且由编织物本身的交织特性支撑。这种支撑和交织构型可以确保导线之间的空间(其它方式也被称为编织物的孔或开口大小)的最小变化。此外，这种支撑和交织构型允许从非常小的导线构造编织物，并且仍然具有篮的显著径向稳定性。这允许使用许多导线(例如12、16、18、20、22、24条等)，同时在塌缩或约束状态下维持能量输送主体108、108'的小轮廓，同时当能量输送主体108、108'被展开或扩展时优化编织物的开口大小。在该实施例中，导线之间的空间相当小，从而导致在肺通道内进行360度的治疗。
图28B示出了其中能量输送主体108、108'都包括编织金属线的实施例，其中近端约束件122、122'固定到轴106上。在该实施例中，两个能量输送主体108、108'被配置为形成半篮。该配置是护套(未示出)，可以通过使用如上所述的护套来输送，其中能量输送主体108、108'是可自扩展的。半篮式能量输送主体108、108'的这种配置可以用于双极和/或单极能量输送。
在一些实施例中，一个或多个能量输送主体108的整个表面通过能量信号通电以输送至靶组织。但是，在其它实施例中，提供能量输送主体108的有源表面区域，其中剩余部分不是有源的。在一些实施例中，这通过部分地使能量输送主体108的一个或多个部分绝缘而留下一个或多个有源区域来实现。例如，图29示出了编织线篮能量输送主体108，其包括可通电导线120(充当一个或多个电极)，其中一些导线120被绝缘，绝缘的部分被去除以限定有源区域820。在一些实施例中，从导线120的外(组织接触)表面去除绝缘。例如，如果经由电极线120测得的阻抗受暴露金属的量的影响并且如果期望测得的阻抗表示电极-组织界面，那么该途径可能是有用的。在其它实施例中，可以在电极线120的外表面和内表面上去除绝缘。利用这种配置制造能量输送主体108的一种方法包括使用绝缘线创建编织物，然后使用适当的手段(例如，激光、机械地)去除绝缘以产生一个或多个有源区域820。虽然该示例描绘了单个有源区域820，但是可以设想多个有源区域以便产生任何治疗方案。类似的技术也可以用于本文描述的非编织能量输送主体108。在这些实施例中，可以作为制造过程的一部分来施加或去除绝缘，以限定期望实现各种治疗方案的任何有源区域820。
图30示出了其中金属(例如，镍钛诺)管830被激光切割以形成其两端经由管830自身受到约束的塌缩篮832的另一个实施例。篮832然后可以扩展和成形，使得它可以在使用期间自扩展，以便用作能量输送主体108。替代地，可以采用推/拉机制来扩展/塌缩篮832以便输送和治疗。在一些实施例中，去除篮832的一端834以产生自由端836，如图31所示。然后可以在自由端836上推进绝缘体(例如，聚合物管)并将其施加到篮832的部分。在一些实施例中，绝缘体被施加到篮的近端部分和远端部分，从而在其间留下一个或多个导电/有源区域820。在其它实施例中，如图31所示，篮832的导线120是绝缘的，并且一个或多个单独的附加电极840(显示为线圈)连接到绝缘篮线以形成有源区域820。然后，该组件可以被固定到导管102上，使得能量输送主体108可以作为具有多个预定义活动区域832的单极电极被激活。
图32示出了能量输送主体108的另一个实施例。在该实施例中，主体108包括多个尖齿840，类似于图31的自由端836。尖齿840能够向外扩展以便接触肺通道壁。在一些实施例中，一个或多个尖齿840用绝缘材料842绝缘。沿着每个尖齿840设置(例如在每个尖齿840的远端附近)的电极107可以通过去除绝缘材料842以暴露底层可通电元件或导线来形成。替代地，单独电极107可以安装在绝缘材料842上，如图32所绘出的。在一些实施例中，尖齿840由聚合物覆盖的导线形成，其中导线可以充当使尖齿840自我扩展的结构支撑、可以被通电以输送治疗能量和/或可以用于感测温度和/或阻抗。在一些实施例中，尖齿840可经由护套126塌缩以进行输送，并且在护套126缩回时允许扩展成与组织接触。电极可以以单极方式同时发射、可以以单极方式独立发射，和/或以产生期望治疗效果所需的任何模式在彼此之间发射。电极长度的范围可以从约3mm至约5cm，诸如3mm、5mm、1cm、2cm、3cm、4cm或5cm。虽然在图32中被描绘为全部相同的尺寸，但尺寸(例如，长度、宽度)可以变化。
图33示出了能量输送主体108的另一个实施例。在该实施例中，能量输送主体108包括一个或多个突起850而不是篮式编织。每个突起850由导线或条带120形成，导线或条带120充当电极并从导管102的纵向轴线或轴106径向向外弯曲。在该实施例中，每个突起850与每个其它突起电隔离。突起850可以由各种合适的材料构成，以便充当电极，材料是诸如不锈钢、弹簧钢或其它合金，并且突起850可以是例如圆导线或条带。每个突起850在能量输送主体108的近端和远端的至少一部分上与一段绝缘体852绝缘，诸如聚合物(例如，PET、聚醚嵌段酰胺、聚酰亚胺)。导线或条带的暴露部分854然后可以充当每个突起850上的电极。在一个实施例中，突起850的暴露部分854完全没有绝缘体852。在另一个实施例中，绝缘体852仅从突起850的外表面上去除，留下突起850的不与组织接触的(例如，面向导管102的轴106的内表面)完全绝缘的一侧。在一个实施例中，每个突起850独立地通电，其中两个突起850充当中性电极(返回)，并且两个突起850充当有源电极。中性和有源电极可以紧挨着彼此定位。彼此成180度的中性电极(相对电极)可以彼此电连接，因此可以是有源电极。在该实施例中，仅需要两条导线(电源线)将两对突起850连接到发生器104。此外，以双极方式使用的成对突起850还可以被多路复用以允许有源与中性电极的任何组合或旋转。发生器104可以被配置为具有足够的通道以支持这些途径中的任何一个(即，1到4个通道)。能量输送主体108的该实施例可选地可以以塌缩构型输送并且经由手柄内的回拉线和机制扩展到与组织接触。
图34示出了包括一个或多个突起850的能量输送主体108的另一个实施例，其中每个突起850从导管102的纵向轴线或轴106径向向外弯曲。但是，在该实施例中，每个突起850由非导电材料形成，并且承载、支撑和/或以其它方式耦合到单独电极107。每个电极107具有将电极107连接到发生器104的导线860。在扩展时，突起850将所述电极107定位成靠着组织，诸如经由手柄内的拉线和机制。在该实施例中，每个电极107放置在每个突起850之上或附近。如果突起850由金属构成，则提供绝缘体以将电极107与突起850本身电隔离。如果突起850由聚合物或其它非导电材料构成，则不需要额外的绝缘体。在一些实施例中，突起850由圆导线或条带构成，并且被配置为形成直篮，如图所示。在其它实施例(未示出)中，突起850被配置为螺旋形状。可以认识到的是，如图34所绘出的单独电极107同样可以应用于诸如其中篮子由编织材料构成的其它实施例。类似于图33的实施例，每个电极107可以以各种组合通电。此外，每个突起850可以承载电极107，电极107可以彼此电连接或彼此电绝缘。为了增加电极107的表面面积，每个电极可以由例如金属线圈构成或以开槽(例如，激光切割)管的形式构成。这些配置将允许更大的空间覆盖并且仍然维持电极107的柔性，以允许篮的突起850自由弯曲和伸直。如图33所示，突起850的表面可以在不与组织接触的区域上完全暴露或绝缘。
图35示出了具有至少一个能量输送主体的导管102的另一个实施例。在该实施例中，每个能量输送主体包括可扩展线圈，该可扩展线圈既可以充当电极本身，或者可以充当安装在其上的单独电极的载体。在该实施例中，导管102包括两个能量输送主体，第一能量输送主体108设置在第二能量输送主体108'的近侧。每个能量输送主体108、108'具有可扩展线圈的形状。第二能量输送主体108'的远端870与内部构件872耦合或形成到内部构件872，并且第一能量输送主体108的近端874与外部构件876耦合。外部构件876可相对内部构件872旋转，以使能量输送主体108、108'塌缩和/或扩展。如果期望，耦合器878将能量输送主体108、108'附接在一起并在它们之间提供绝缘。能量输送主体108、108'可以以单极和/或双极方式被激活。如本文所述，能量输送主体108、108'的尺寸可以相同或不同。每个扩展线圈的长度可以在约5mm至约20mm的范围内。
图36描绘了能量输送主体108，其被配置为诸如在沿着肺通道壁或沿着肺通道的部分内圆周的狭窄区域中更有限地施加治疗能量。在该实施例中，能量输送主体108包括限制有源区域的长度的线圈。如果期望非常集中的组织效应或者如果组织效应延伸超过与组织接触的有源区域，则可以采用这样的实施例。在该实施例中，能量输送主体108包括具有宽度和长度的线圈880，其中线圈880的长度可以被预成形为半圆形或圆形图案，如图所示。当线圈880接触肺通道壁W时，治疗长度L1由线圈880的宽度提供。这种配置可以如图所示以单极配置被激活；但是，可以进一步设想采用两个或更多个线圈880以允许双极和/或多路复用能量输送。类似地，图37示出了能量输送主体108的实施例，其包括具有宽度和长度的杆882(诸如轴106)，其中杆882的长度被预成形为半圆形或圆形图案，如图所示。杆882包括沿着其长度设置的一个或多个电极107。一个或多个电极107可以被嵌入到杆882中或以其它方式被固定到杆882。治疗长度L1由与肺通道壁W接触的一个或多个电极107的宽度提供。该实施例允许所有电极和离散(中性)电极之间的单极激活、各个电极之间的双极激活，和/或任何电极组合之间的多路复用激活。可以进一步设想可以采用这些设备中的两个或更多个设备以允许它们之间的能量输送。当能量输送主体108被预成形为半圆形或圆形构型时，可以使用护套126使能量输送主体108塌缩和约束以便自扩展，和/或可以使用拉/推线使能量输送主体108扩展。在所提供的其它示例内详细描述了用于使能量输送主体108扩展和/或塌缩的这些方法。
能量输送主体108可以针对其中需要更高度地控制施加到支气管壁上的力的情况进行优化。在该实施例中，能量输送主体108通过三步过程被输送到支气管腔中。首先，如图38所示，护套126向近侧撤回，从而暴露一个或多个充当突起的插脚900。该实施例包括围绕中心腔902对称布置的四个插脚900，如图38A的横截面图所示。可以认识到的是，可以存在任何数量的插脚900，包括一个、两个、三个、四个、五个、六个或更多。每个插脚900包括至少一个电极107。图39示出了插脚900的实施例，插脚900具有两个电极107，电极107具有附接到绝缘基板904的细长形状(诸如导线)，绝缘基板诸如聚合物基板(例如，条带，长带)，其间作为维持电极107之间的距离的手段。可以认识到的是，电极107可以具有圆形或正方形/矩形横截面，并且通常被固定到绝缘基板904，使得电极107基本上彼此平行。将电极107附接到绝缘基板904的制造方法可以采用(但不限于)共挤出、沉积、基于粘合剂的结合和热结合。绝缘基板904的宽度可以变化。
图40示出了具有比图39中绘出的更窄的绝缘基板904的插脚900的实施例。同样，图41示出了具有更窄的绝缘基板904和大于两个电极107的插脚900的实施例。具体来说，图41示出了五个电极107，但是可以认识到的是，可以存在任何数量的电极107，诸如，一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、八个或更多个。图42示出了安装在聚合物基板(例如，条带，长带)上的多个电极107，其中电极107具有细长形状(诸如导线)并且基本上平行于彼此定位，从而在每条导线之间留下间隙。
在一些实施例中，具有电极107的绝缘基板904被配置为长带(图39-42)。因此，电极107被部署为沿着气道的长度定位的线性长带。在其它实施例中，具有电极107的绝缘基板904被配置为螺旋，其中电极以螺旋方式部署。图43示出了具有如图39-40所示被配置为螺旋的电极107的绝缘基板904。图44示出了具有如图41所示被配置为螺旋的的电极107的绝缘基板904。
在一些实施例中，可以采用先前关于其它实施例描述的推拉机制来部署长带或条带。在螺旋的情况下，也可以使用旋转机制。取决于由发生器控制的能量施加算法，电极107可以彼此电连接、可以彼此绝缘，或者可以具有电极之间的电互连的不同模式。
一旦一个或多个插脚900被暴露，三步过程的第二步涉及通过在处于未扩展状态时使可扩展构件910从内腔902前进而引入可扩展构件910，诸如球囊。第三步涉及使可扩展构件901扩展，诸如使球囊膨胀，如图45A-45B所示，直到实现插脚900(并因此电极107)与支气管壁W之间的期望界面。在另一个实施例中，插脚900被定位，而可扩展构件910已经设置在插脚900下方，因此它们的相对纵向位置不会改变。在这种配置中，护套126的撤回同时暴露可扩展构件910和插脚900，从而消除了将可扩展构件910推出管腔902的步骤。如上所述，可扩展构件910随后扩展(例如膨胀)，直到实现插脚900和支气管壁S之间的期望界面。插脚900的尺寸(例如，长度、宽度)可以相同或不同。插脚900的数量可以在1(单极配置)和100(单极和/或双极)配置之间不同。取决于能量输送装置(例如，发生器)的算法，对电极107的能量施加可能变化很大。
图46示出了能量输送导管102的实施例，能量输送导管102具有多于两个以双极/多路复用方式可激活的能量输送主体108(示出了四个能量输送主体108)。在该实施例中，能量输送主体108由编织金属线构成，其中导线用作电极。能量输送主体108可以通过使外部发生器104提供的电力在任何一对两个能量输送主体108(其中一个是中性的)之间循环而以双极方式激活。有源和中性能量输送主体108之间的组合也可以变化。例如，在一个实施例中，能量可以施加到两个或更多个能量输送主体108，而一个能量输送主体108用作中性电极。有源能量输送主体108和中性能量输送主体108的组合、有源和中性能量输送主体108之间的能量的切换/循环、激活和停用的能量输送主体108之间的选择通过发生器104的能量输送算法152来实现。算法152可以基于预定义的途径、成像数据和确定期望治疗区域和深度的其它因素在能量输送主体108之间施加和分配能量。
图47示出了具有多能量输送主体设计的能量输送导管102的另一个实施例。在该实施例中，能量输送主体108以单极和/或双极多路复用方式被激活。单极能量输送可以通过在位于导管102的远端920附近的一个或多个能量输送主体108和外部施加到患者P的皮肤上的离散(返回)电极922之间供应能量来实现。有源能量输送主体108的组合、有源能量输送主体108和离散电极922之间的能量的切换/循环，以及激活和未激活的能量输送主体108之间的选择通过发生器102的能量输送算法152来实现。算法152可以基于预定义的途径、成像数据和确定期望的治疗区域和深度的其它因素在能量输送主体108之间施加和分配能量。
可以认识到的是，为了说明的目的，本文中的许多图描绘了具有基本相同尺寸(例如，长度、直径)和形状的能量输送主体108，这不应该被认为是限制性的。在一些实施例中，能量输送主体的尺寸可以不同，以便考虑气道腔的逐渐变细、更好地定位能量场和/或增强组织的治疗。例如，如果期望的导管放置需要远端能量输送主体位于肺叶支气管中(直径约9mm-12mm)并且近端能量输送主体位于主干支气管中(直径约12mm-16mm)，那么远端能量输送主体可以被设计成扩展至约12mm并且近端能量输送主体扩展至约16mm。能量输送主体也可以具有不同的尺寸，以更好地定位能量场。例如，如果期望单极能量输送，那么将离散(中性)电极并入到导管或其它设备中(而不是放置在患者体外，如图47所示)以便使它更接近治疗能量输送主体以更好地定位能量可能是有益的。这可以降低引起肌肉收缩或心律失常的风险，因为可以施加较低的电压以产生相同的电场。能量输送主体也可以具有不同的尺寸，以便增强分离组织的能力。在一些实施例中，能量输送主体的有源部分可以是与气道接触的区域。因此，例如，如果两个相似尺寸的能量输送主体被放置在类似尺寸的气道中并且大致相同地扩展，那么两个不同的能量输送主体的接触面积可能几乎相同。但是，如果两个相似尺寸的能量输送主体被放置在不同尺寸的气道中和/或不相同地扩展，那么每个能量输送主体的有源部分可能显著不同。如果一个电极被配置为具有比另一个更多的接触面积，那么非均匀电场可以使细胞极化，使得可以产生更大的力以尽量分离组织。能量输送主体还可以被配置为使垂直于上皮的能量场偏置或沿着上皮产生剪切。
图48描绘了被配置为可去除地连接到支气管镜112的示例导管102。在该实施例中，导管102的手柄110包括可去除地连接(例如，咬合)到支气管镜112的工作通道的外部端口952的对接机制950。这样的对接机制950可以使操作者在手术期间更容易控制支气管镜112和导管102。在另一个实施例中，手柄110可连接到各种支气管镜附件和/或附属设备(例如，阀，未示出)，这些附件和/或附属设备可安装到支气管镜112的工作通道的外部端口952上。在又一个实施例中，手柄110没有连接到支气管镜112的工作通道的外部端口或阀的任何机制。在这种情况下，导管102的稳定性借助于导管102的轴和安装在支气管镜112的工作通道的外部端口952上的附属设备(例如阀)之间的摩擦来实现。
在一些实施例中，基于工作通道的近端和工作通道的远端之间的距离，导管手柄110的远端954与最近能量输送主体108的近端956之间的长度被定制为基本上等于支气管镜112的工作通道的长度。当导管手柄110连接(例如，卡扣)到支气管镜112的工作通道的外部端口952时，能量输送主体108被引入到肺通道中。将一个或多个能量输送主体108定位在肺通道的目标区域内的步骤可以通过移动支气管镜112，从而使附接到其的导管102移动来完成。当一个或多个能量输送主体108成功地定位在目标区域内并且该位置由操作者视觉评估和确认时(例如，使用视觉支气管镜检查)，一个或多个能量输送主体可以经由导管手柄110中可操作地连接到一个或多个能量输送主体108的机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、可操作地连接到一个或多个能量输送主体108的按钮(通过拉线或通过其它机制))扩展、展开或以其它方式定位到组织接触中并准备好进行能量输送做。
在一些实施例中，基于工作通道954的近端和工作通道960的远端之间的距离，导管手柄110的远端954与一个或多个能量输送主体108的远处最远端958之间的长度被定制为基本上等于支气管镜112的工作通道的长度。当导管手柄110连接(例如，卡扣)到支气管镜工作通道的外部端口952时，一个或多个能量输送主体108尚未被引入(图49A)到支气管腔中并位于支气管镜112的工作通道内。将一个或多个能量输送主体108引入到支气管腔中(图49B)的步骤可以经由手柄112的主要机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、按钮)来实现。当一个或多个能量输送主体108成功地定位在目标区域内并且该位置由操作者视觉评估和确认时(例如，使用视觉支气管镜检查)时，电极可以经由手柄112的辅助机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、按钮)扩展、展开或以其它方式定位到组织接触中(图49C)并准备好进行能量输送。在一种配置中，辅助手柄机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、按钮)可操作地连接(例如，结合或焊接)到导管护套的近端。为了使一个或多个能量输送主体108展开/扩展，操作者将向近侧移动辅助机制，从而向近侧移动导管鞘，这去除了一个或多个能量输送主体108的约束并允许它们扩展。在另一种配置中，辅助手柄机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、按钮)可操作地连接(例如，结合或焊接)到拉线或推线或者拉管或推管的近端。为了使一个或多个能量输送主体108展开或扩展，操作者将向近侧移动辅助机制，从而拉动拉线或拉管或向远侧推动推线/推管。在这两个实施例中，取决于导管的具体配置及其部署机制，操作者使用辅助手柄机制执行的动作将导致一个或多个能量输送主体108的展开或扩展。在又一个配置中，可以存在一个以上的辅助手柄机制连接到一个以上的拉线或推线或者拉管或推管。在这种场景中，可以通过在不同时间和以不同幅度水平激活不同的辅助手柄机制来独立地控制一个或多个能量输送主体108的扩展。
在一些实施例中，导管手柄的远端与一个或多个能量输送主体108的近端之间的长度被定制为基本上长于工作通道的长度。当一个或多个能量输送主体108被引入到肺通道中时，手柄不与支气管镜工作通道的外部端口接触。将一个或多个能量输送主体108定位在目标区域内的步骤可以通过移动支气管镜或者替代地移动导管本身来实现。在这种情况下，导管足够长，使得导管手柄可由操作者握持或放在患者上或患者附近，以允许操作者把持支气管镜。当一个或多个能量输送主体108成功地定位在目标区域内并且该位置由操作者视觉评估和确认(例如，使用视觉支气管镜检查)时，一个或多个能量输送主体108可以经由导管手柄中可操作地连接到一个或多个能量输送主体108的机制(例如，杠杆、滑块、柱塞、按钮)展开或以其它方式定位到组织接触中并准备好进行能量输送。
根据本文描述的可以部分地或作为整体与其它实施例组合的实施例，导管的手柄可以包括对接机制，该对接机制可以可去除地连接(例如，卡扣)到支气管镜工作通道的外部端口上。在另一个实施例中，手柄可以连接到安装在支气管镜工作通道的外部端口上的各种附件和/或附属设备(例如，阀)。在又一个实施例中，手柄可以不具有咬合到支气管镜工作通道的外部端口上的任何机制，并且借助于导管的轴和安装在支气管镜工作通道的外部端口上的附属设备(例如，阀)之间的摩擦来实现设备的稳定性。
VIII.治疗方案
可以认识到的是，患者P可以具有用于治疗的单个目标区或多个目标区。目标区是针对治疗的肺通道的连续区域。单肺通道可以包括多个目标区。同样，目标区可以位于沿着单独的肺通道。每个目标区可以包括一个或多个目标段。目标段是可通过导管102的单次放置(即，单次治疗)来治疗的肺通道的一部分。因此，目标段由沿着其中壁组织已经由导管102的一个或多个电极108治疗的肺气道壁W的外部区域边界限定。可以认识到的是，导管102的不同实施例可以覆盖肺通道的不同大小区域。因此，目标段的尺寸可以基于导管102/系统100设计而变化。此外，导管102可以沿着肺通道顺序地移动以产生多个相邻的目标段，其中相邻的目标段覆盖目标区。
因此，用于治疗患者的气道的方法可以包括：(a)在目标段进行单次治疗，(b)在相邻目标段进行两次或更多次治疗，使得整个治疗区通常是连续的，和/或(c)进行彼此间隔开的两次或更多次治疗。图50是肺的主干支气管MB内的单个目标段1000的示意图。在该实施例中，通过放置导管102的一个或多个能量输送主体108并向其输送治疗能量来治疗目标段1000。图51是两个目标段1000a、1000b彼此相邻定位，使得整个目标或治疗区1002通常连续的示意图。通常，通过首先定位导管102以便治疗第一目标段1000a，然后重新定位导管102以便治疗第二目标段1000b来治疗两个目标段1000a、1000b。可以认识到的是，可以替代地用不同的导管102治疗各种目标段。还可以认识到的是，可以以任何次序治疗目标段1000a、1000b。同样，在一些实施例中，目标段重叠。因此，图50-52都示出了肺通道内的单个目标区。图52是患者体内的两个目标区1004、1006的示意图。在该实施例中，第一目标区1004设置在主干支气管MB内，并且第二目标区1006设置在肺的肺叶支气管LB内。这里，第一目标区1004被目标段1008覆盖，并且第二目标区1006被目标段1010覆盖，其中目标段1008、1010彼此间隔开。同样，可以通过首先定位导管102以便治疗第一目标段1008，然后重新定位导管102以便治疗第二目标段1010来治疗两个目标段1008、1010。可以认识到的是，各种目标段可以替代地用不同导管102治疗。还可以认识到的是，可以以任何次序治疗目标段1008、1010。应该理解的是，这些图提供了可以被单独使用或者彼此组合使用以产生期望结果的示例治疗方案。
还可以认识到的是，在目标段内，肺通道组织可以在任何给定的横截面处接收各种治疗方案。例如，一些实施例包括在目标段的给定长度上处理气道的整个圆周，并且其它实施例包括在目标段的给定长度上处理气道圆周的一个或多个离散部分。
图53是包括编织篮的能量输送主体108的一部分的示意性侧视图。编织物由输送能量的单个导线120组成。导线之间是孔1050。取决于扩展的程度(由直径1052指示)，孔尺寸将变化。图54是定位在具有气道壁W的肺通道内的图53的能量输送主体108的示意性横截面图。因此，能量输送主体108被示为设置为抵靠肺通道的内腔(即沿着气道壁W的内表面)的导线120的多个横截面。在一些实施例中，实现对气道W的连续整个圆周(示为阴影，1054)的治疗。同样，在一些实施例中，还实现了沿着能量输送主体108的长度1056的连续整个周周治疗。这种效果如图55所示。
在一些实施例中，为了在给定长度上实现基本连续的整个圆周治疗，至少考虑施加的电场(V/cm)和电极设计。在一个示例中，电场以单极方式施加，其中场基本上施加到能量输送主体108，并且离散(中性)电极被定位在或者患者的外部或者身体内的其它地方。场的幅度的变化和/或分布将取决于施加的电压和导线120的几何关系。在图53-55中提供的示例中，与待处理的组织的圆周和长度接触的能量输送主体108由金属编织线120构成。通过使许多线120靠近在一起，每条线120之间的场可足以在接触1054的整个圆周区域周围连续地产生期望的组织效应。在该示例中，直径1052被设计成从在完全塌缩时直径大约2-3mm扩展到完全扩展时直径约10mm、12mm、15mm、18mm、20mm或22mm，包括其间的所有值和子范围。取决于扩展的程度，孔1050的尺寸将变化，但将通常在孔尺寸至多10mm2的情况下有效地产生连续组织效应。如果孔尺寸变得显著更大，则施加的相同场可导致不连续的组织效应(由阴影1056指示)，如图56所绘出的。在该实施例中，能量输送主体由四条线120组成，其中每条线120提供有助于整体不连续组织效应的组织效应。这可以增加愈合的速度，同时仍然影响足够量的组织以提供临床益处。不连续的病变也可以通过减小施加的电场来实现。
可以认识到的是，一些实施例具有能量输送主体，其包括治疗范围从约25％至约50％、从约50％至约75％、或从约75％至约100％的周长的部分，包括中间的所有值和子范围。一些实施例包括治疗范围从约5mm至约20mm的长度，包括其间的所有值和子范围，从而允许足够的灵活性来治疗宽范围的患者解剖结构，同时最小化要执行的各个治疗的数量。
IX.一般实施例
在本文描述的可以部分地或作为整体与其它实施例组合的一些实施例中，用于执行肺部手术的肺部组织修改系统可以包括能量产生发生器、能量输送导管、附属设备，以及一个或多个成像模态。
在一些实施例中，具有安装在远端附近的两个能量输送主体的双极导管连接到身体外部的能量产生发生器。使用支气管镜或其它直接可视化系统使导管的远端穿过嘴或鼻并进入到支气管树中。能量输送主体被展开、扩展和/或以其它方式定位，使得它们接触气道壁。然后，操作者可以经由任何合适的接口(诸如例如脚踏开关、发生器上的按钮、导管上的按钮或遥控器)激活发生器，以将能量输送到与电极邻近和/或电极之间的气道组织。在一些实施例中，操作者可以将能量输送主体移动到患病气道的另一部分以输送另一个治疗，或选择治疗气道的一部分的整个表面或气道的多个部分。在一些实施例中，取决于期望的穿透深度，可以对气道的相同部分施加一次以上的治疗。在一些实施例中，可以采用两种或更多种不同的能量输送算法来影响穿透深度。
在一些实施例中，具有安装在远端附近的单个能量输送主体的单极导管连接到身体外部的能量产生发生器。使用支气管镜或其它直接可视化系统使导管的远端穿过嘴或鼻并进入到支气管树中。电极被展开、扩展和/或以其它方式定位，使得其接触气道壁。离散(中性)或返回电极固定到患者的另一个表面(例如，外部位置，诸如患者的皮肤)，并且还连接到电发生器。然后，操作者可以经由例如脚踏开关、发生器上的按钮、导管上的按钮或遥控器来激活发生器，以经由电极将能量输送到气道组织。操作者可以将能量输送主体移动到患病气道的另一部分以输送治疗，或者选择治疗气道的一部分的整个表面或气道的多个部分。在一些实施例中，两个或更多个单极能量输送主体可以并入到一个或多个导管中，以使得能够治疗多个位置而无需重新定位(一个或多个)导管。取决于期望的穿透深度，可以对气道的相同部分施加一次以上的治疗。在一些实施例中，可以采用两种或更多种不同的能量输送算法来影响穿透深度。在一些实施例中，可以使用发生器上的用户界面来选择期望的治疗算法，而在其它实施例中，发生器可以基于由一个或多个传感器获得的信息自动选择算法。
在一些实施例中，具有安装在远端附近的多个能量输送主体的导管连接到身体外部的能量产生发生器。使用支气管镜或其它直接可视化系统使导管的远端穿过嘴或鼻并进入到支气管树中。能量输送主体被展开、扩展或以其它方式定位，使得它们接触气道壁。然后，操作者可以经由例如脚踏开关、发生器上的按钮、导管上的按钮或遥控器来激活发生器，以经由能量输送主体将能量输送到气道组织。在一些实施例中，能量输送可以以任何合适的模式在任何一个或多个能量输送主体上多路复用，以影响期望的靶组织。在一些实施例中，离散(中性)电极可以固定到患者的另一个表面，诸如患者的皮肤，并且还连接到发生器，以允许单极能量输送到任何能量输送主体。取决于期望的穿透深度，可以对气道的相同部分施加一次以上的治疗。在一些实施例中，可以采用两种或更多种不同的能量输送算法来影响穿透深度。可以使用发生器上的用户界面来选择期望的治疗算法，或者发生器可以基于信息自动选择算法。
在一些实施例中，可以识别靶向治疗区域并将其用于选择足以影响致病细胞和/或更深组织的治疗算法。然后可以将电极系统部署在致病细胞和/或异常气道壁组织的部位并输送能量以影响靶组织。可以在(一个或多个)治疗之前、期间、之间和/或之后使用成像模态以确定(一个或多个)治疗已经被输送或尚未被输送的位置和/或能量是否充分地影响气道壁。如果确定遗漏目标治疗区域或者目标治疗区域没有受到充分影响，则可以重复能量输送，然后如本文所述进行成像，直到实现充分的治疗。此外，成像信息可以用于确定是否应用了特定细胞类型和/或期望的治疗深度。这可以允许定制能量输送算法以治疗各种各样的患者解剖结构。
在一些实施例中，本文所述的任何装置和/或系统可以用于治疗患病气道和/或其它肺组织(例如，薄壁组织)的方法，其通常可以包括进入气道，并且可选地执行术前、术中和/或术后成像，以计划、指导和/或验证治疗。在一些实施例中，该方法还可以包括以下中的一个或多个：通过每次能量施加治疗足够的治疗区、治疗足够的整体治疗区域、治疗足够的深度、治疗预定义的细胞类型、基于成像和/或传感器信息定制疗法，及其组合。
本发明提供了包括但不限于以下实施方式：
1、一种用于减少患者肺通道中粘液分泌过多的系统，所述系统包括：
导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在肺通道内，使得所述至少一个电极能够将非热能传输到肺通道的气道壁；以及
与所述至少一个电极电连通的发生器，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法，所述能量输送算法被配置为提供能够传输到气道壁的非热能的电信号，该电信号选择性地治疗与气道壁内粘液分泌过多相关联的特定细胞，从而导致减少气道壁粘液分泌过多。
2、如实施方式1所述的系统，其中选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。
3、如实施方式2所述的系统，其中去除包括细胞脱离。
4、如实施方式3所述的系统，其中细胞脱离通过介电电泳来实现。
5、如实施方式2所述的系统，其中去除包括细胞死亡。
6、如实施方式1、2、3、4或5中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
7、如实施方式6所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。
8、如实施方式6所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
9、如实施方式1所述的系统，其中所述特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
10、如实施方式1、2或5中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
11、如实施方式1、2或5中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
12、如实施方式1所述的系统，其中选择性治疗包括选择性地修改所述特定细胞以更改粘液产生。
13、如上述实施方式中任一项所述的系统，其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
14、如实施方式12所述的系统，其中每个脉冲在大约500V到10kV之间。
15、如实施方式12或13所述的系统，其中每个脉冲在大约500-4000V之间。
16、如实施方式12、13或14中任一项所述的系统，其中所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。
17、如实施方式12、13、14或15中任一项所述的系统，其中每个脉冲是双相的。
18、如上述实施方式中任一项所述的系统，还包括温度传感器，所述温度传感器沿着导管设置，以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度。
19、如实施方式17所述的系统，其中所述发生器包括与温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则处理器修改所述至少一个能量输送算法。
20、如上述实施方式中任一项所述的系统，还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
21、如实施方式19所述的系统，其中气道壁的状况包括所述特定细胞的治疗的完整性。
22、如实施方式19所述的系统，其中气道壁的状况包括缺乏对所述特定细胞的治疗效果。
23、如上述实施方式中任一项所述的系统，其中所述发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，所述处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
24、如实施方式22所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。
25、如实施方式22所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
26、如上述实施方式中任一项所述的系统，还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中所述发生器还包括处理器，所述处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
27、如上述实施方式中任一项所述的系统，其中所述导管包括至少两个能够扩展以接触肺通道的气道壁的突起。
28、如实施方式26所述的系统，其中所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
29、如实施方式27所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述轴不穿过所述能够扩展的篮。
30、如实施方式27-28中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。
31、如实施方式29所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
32、如实施方式27-30中任一项所述的系统，其中所述多条导线能够同时通电。
33、如实施方式27-30中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的至少一些导线能够个别地通电。
34、如实施方式26所述的系统，其中所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。
35、如实施方式33所述的系统，其中所述单独电极具有线圈形状。
36、如实施方式26所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，所述多条导线一端附接到轴并且另一端是自由，以便形成半个能够扩展的篮。
37、如实施方式26-35中任一项所述的系统，还包括能够在所述导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
38、一种用于在患者的异常功能的肺通道中再生规范性健康组织的系统，所述系统包括：
导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在肺通道内，使得所述至少一个电极能够将非热能传输到肺通道的气道壁；以及
与所述至少一个电极电连通的发生器，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法，所述能量输送算法被配置为提供能够传输到气道壁的非热能的电信号，该电信号从气道壁去除异常功能的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构以允许用规范性健康组织再生气道壁。
39、如实施方式38所述的系统，其中去除包括细胞脱离。
40、如实施方式39所述的系统，其中所述电信号通过介电电泳使细胞脱离。
41、如实施方式38所述的系统，其中去除包括细胞死亡。
42、如实施方式38、39、40或41中任一项所述的系统，其中所述异常功能的细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
43、如实施方式42所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。
44、如实施方式42所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
45、如实施方式38或41所述的系统，其中所述异常功能的细胞包括粘膜下腺，并且其中去除包括使粘膜下腺细胞死亡。
46、如实施方式38-45中任一项所述的系统，其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
47、如实施方式46所述的系统，其中每个脉冲在大约500V到10kV之间。
48、如实施方式46或47所述的系统，其中每个脉冲在大约500-4000V之间。
49、如实施方式46、47或48中任一项所述的系统，其中所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。
50、如实施方式46、47、48或49中任一项所述的系统，其中每个脉冲是双相的。
51、如实施方式38-50中任一项所述的系统，还包括温度传感器，所述温度传感器沿着所述导管设置，以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度。
52、如实施方式51所述的系统，其中所述发生器包括与所述温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于用于热组织效应的温度阈值，则所述处理器修改所述至少一个能量输送算法。
53、如实施方式38-52中任一项所述的系统，还包括沿着所述能量导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
54、如实施方式53所述的系统，其中气道壁的状况包括缺乏去除异常功能细胞的效果。
55、如实施方式38-54中任一项所述的系统，其中所述发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，所述处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
56、如实施方式55所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。
57、如实施方式55所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
58、如实施方式38-57中任一项所述的系统，还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中所述发生器还包括处理器，所述处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
59、如实施方式38-58中任一项所述的系统，其中所述导管包括至少两个能够扩展以接触肺通道的气道壁的突起。
60、如实施方式59所述的系统，其中所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
61、如实施方式60所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述轴不穿过所述能够扩展的篮。
62、如实施方式59-61中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。
63、如实施方式62所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
64、如实施方式59-63中任一项所述的系统，其中所述多条导线能够同时通电。
65、如实施方式59-63中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的至少一些导线能够个别地通电。
66、如实施方式59所述的系统，其中所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。
67、如实施方式66所述的系统，其中所述单独电极具有线圈形状。
68、如实施方式59所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，所述多条导线一端附接到所述轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
69、如实施方式59-68中任一项所述的系统，还包括能够在所述导管上推进以使所述至少两个突起塌缩的护套。
70、一种用于在患者的异常功能的肺通道中再生规范性健康组织的系统，所述系统包括：
导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在肺通道内，使得能量输送主体能够将非热能传输到肺通道的气道壁；以及
与所述至少一个电极电连通的发生器，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法，所述能量输送算法被配置为提供能够传输到气道壁的非热能的电信号，该电信号从气道壁去除导致肺通道的异常功能的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构以便允许用规范性健康组织再生气道壁。
71、如实施方式70所述的系统，其中去除包括细胞脱离。
72、如实施方式71的系统，其中所述电信号通过介电电泳使细胞脱离。
73、如实施方式70所述的系统，其中去除包括细胞死亡。
74、如实施方式70、71、72或73中任一项所述的系统，其中所述细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
75、如实施方式74所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。
76、如实施方式74所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
77、如实施方式70或73所述的系统，其中所述细胞包括淋巴细胞、巨噬细胞、嗜酸性粒细胞、成纤维细胞、浆细胞、肥大细胞、白细胞或这些细胞的组合。
78、如实施方式70或73所述的系统，其中所述细胞包括粘膜下腺，并且其中去除包括使粘膜下腺细胞死亡。
79、如实施方式70或73所述的系统，其中所述细胞包括病原体。
80、如实施方式70-79中任一项所述的系统，其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
81、如实施方式80所述的系统，其中每个脉冲在大约500V到10kV之间。
82、如实施方式80或81所述的系统，其中每个脉冲在大约500-4000V之间。
83、如实施方式80、81、82中任一项所述的系统，其中所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。
84、如实施方式80、81、82或83中任一项所述的系统，其中每个脉冲是双相的。
85、如实施方式70-84中任一项所述的系统，还包括沿着导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。
86、如实施方式85所述的系统，其中所述发生器包括与所述温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于用于热组织效应的温度阈值，则所述处理器修改所述至少一个能量输送算法。
87、如实施方式70-86中任一项所述的系统，还包括沿着所述导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
88、如实施方式87所述的系统，其中气道壁的状况包括缺乏去除细胞的效果。
89、如实施方式70-88中任一项所述的系统，其中所述发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，所述处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
90、如实施方式89所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。
91、如实施方式89所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
92、如实施方式70-91中任一项所述的系统，还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中所述发生器还包括处理器，所述处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
93、如实施方式70-92中任一项所述的系统，其中所述导管包括能够扩展以接触肺通道的气道壁的至少两个突起。
94、如实施方式93所述的系统，其中所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
95、如实施方式94所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述轴不穿过所述能够扩展的篮。
96、如实施方式94-95中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。
97、如实施方式96所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
98、如实施方式94-97中任一项所述的系统，其中所述多条导线能够同时通电。
99、如实施方式94-97中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的至少一些导线能够个别地通电。
100、如实施方式93所述的系统，其中所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。
101、如实施方式100所述的系统，其中所述单独电极具有线圈形状。
102、如实施方式93所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，所述多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
103、如实施方式93-102中任一项所述的系统，还包括能够在所述导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
104、一种用于从身体通道去除上皮细胞的系统，所述系统包括：
导管，包括设置在其远端附近的至少一个电极，其中导管的远端被配置为定位在身体通道内，使得至少一个电极能够将非热能传输到身体通道的壁；以及
与所述至少一个电极电连通的发生器，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法，所述能量输送算法被配置为提供能够传输到气道壁的非热能的电信号，该电信号通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生壁。
105、如实施方式104所述的系统，其中所述上皮细胞包括杯状细胞。
106、如实施方式104所述的系统，其中所述上皮细胞包括纤毛假复层柱状上皮细胞。
107、如实施方式104所述的系统，其中所述上皮细胞包括杯状细胞和纤毛假复层柱状上皮细胞但不包括基底细胞。
108、如实施方式104-107中任一项所述的系统，其中所述身体通道包括肺通道。
109、如实施方式104所述的系统，其中所述身体通道包括血管、淋巴管、肾小管、食道、胃、小肠、大肠、大肠、阑尾、直肠、膀胱、输尿管、咽、口、阴道、尿道或腺体的管道。
110、如实施方式104-109中任一项所述的系统，其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
111、如实施方式110所述的系统，其中每个脉冲在大约500V到10kV之间。
112、如实施方式110或111所述的系统，其中每个脉冲在大约500-4000V之间。
113、如实施方式110、111、112中任一项所述的系统，其中所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz范围内的频率。
114、如实施方式110、111、112或113中任一项所述的系统，其中每个脉冲是双相的。
115、如实施方式104-114中任一项所述的系统，还包括沿着所述导管设置以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度的温度传感器。
116、如实施方式115所述的系统，其中所述发生器包括与所述温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则所述处理器修改所述至少一个能量输送算法。
117、如实施方式104-116中任一项所述的系统，还包括沿着所述导管设置以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗的阻抗传感器，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
118、如实施方式117所述的系统，其中气道壁的状况包括缺乏细胞脱离的效果。
119、如实施方式104-118中任一项所述的系统，其中所述发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，所述处理器被配置为基于心脏信号识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
120、如实施方式119所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的ST段期间。
121、如实施方式119所述的系统，其中所述安全时间段发生在心脏信号的QT间隔期间。
122、如实施方式104-121中任一项所述的系统，还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中所述发生器还包括处理器，所述处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈回路。
123、如实施方式104-123中任一项所述的系统，其中所述导管包括能够扩展以接触肺通道的气道壁的至少两个突起。
124、如实施方式123所述的系统，其中所述至少两个突起包括形成能够扩展篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
125、如实施方式124所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述轴不穿过所述能够扩展的篮。
126、如实施方式124-125中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。
127、如实施方式126所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量集中在沿着肺通道的气道壁的特定位置处。
128、如实施方式124-125中任一项所述的系统，其中所述多条导线能够同时通电。
129、如实施方式124-125中任一项所述的系统，其中所述多条导线中的至少一些导线能够个别地通电。
130、如实施方式123所述的系统，其中所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起中的至少一个突起上的单独电极。
131、如实施方式130的系统，其中单独电极具有线圈形状。
132、如实施方式123所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，所述多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
133、如实施方式123-132中任一项所述的系统，还包括能够在所述导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
134、一种治疗患者的肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够输送到肺通道，
其中所述发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，每个电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲，以及
其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液的分泌过多。
135、如实施方式134所述的系统，其中每个脉冲在大约500-4000伏之间。
136、如实施方式134或135所述的系统，其中能量以单极方式输送，并且每个脉冲在大约2000-3500伏之间。
137、如实施方式134或135所述的系统，其中能量以双极方式输送，并且每个脉冲在大约500-1900伏之间。
138、如实施方式134-137中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
139、如实施方式134-137中任一项所述的系统，其中脉冲电压的增加使得能量选择性地治疗位于肺通道壁内更深处的特定细胞。
140、如实施方式134-139中任一项所述的系统，其中所述至少一个能量封包具有在大约500-800kHz的范围内的频率。
141、如实施方式134-139中任一项所述的系统，其中能量低于用于治疗肺通道内的软骨层的阈值。
142、如实施方式134-141中任一项所述的系统，其中能量低于引起热消融的阈值。
143、如实施方式134-142中任一项所述的系统，还包括温度传感器，所述温度传感器配置为接触肺通道的壁并监测壁处或壁中的温度。
144、如实施方式143所述的系统，其中所述处理器与所述温度传感器通信，并且其中如果温度增加到或高于用于热组织效应的温度阈值，则所述处理器修改所述至少一个能量输送算法。
145、如实施方式134-144中任一项所述的系统，其中每个脉冲是双相的。
146、如实施方式134-145中任一项的系统，其中治疗包括去除特定细胞。
147、如实施方式134-145中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
148、如实施方式134-145中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
149、如实施方式134-145中任一项所述的系统，其中所述特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
150、如实施方式134-149中任一项所述的系统，还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中所述处理器与心脏信号同步地提供能量的电信号。
151、如实施方式150所述的系统，其中所述处理器在心脏信号的ST段期间提供能量的电信号。
152、如实施方式150所述的系统，其中所述处理器在心脏信号的QT间隔期间提供能量的电信号。
153、如实施方式134-152中任一项所述的系统，还包括被配置为接触肺通道的壁并监测壁内的阻抗的阻抗传感器，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示壁的状况的指示器通信。
154、如实施方式153所述的系统，其中气道壁的状况包括所述特定细胞的治疗的完整性。
155、如实施方式153所述的系统，其中气道壁的状况包括缺乏对所述特定细胞的治疗效果。
156、如实施方式134-152中任一项所述的系统，还包括被配置为感测肺通道壁的参数的至少一个传感器，其中所述处理器基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法，以便创建反馈循环。
157、一种治疗患者的肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液分泌过多；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器基于所述状况修改所述至少一个能量输送算法的至少一个参数。
158、如实施方式157所述的系统，其中所述至少一个参数包括电压、频率、封包持续时间、循环计数、能量封包的数量、休息时段或死区时间。
159、如实施方式157或158所述的系统，其中所述至少一个传感器包括温度传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的温度。
160、如实施方式159所述的系统，其中所述至少一个参数包括电压，并且其中如果温度达到温度阈值，则所述处理器降低电压。
161、如实施方式159所述的系统，其中如果温度达到温度阈值，则所述处理器停止提供能量的电信号。
162、如实施方式157所述的系统，还包括导管，其中导管包括至少一个能够定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的电极，其中所述至少一个传感器包括温度传感器并且所述状况包括所述至少一个电极的温度。
163、如实施方式157所述的系统，其中所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的阻抗。
164、如实施方式163所述的系统，其中所述处理器将所述阻抗与阻抗阈值进行比较，并且如果所述阻抗高于所述阻抗阈值，则使所述发生器提供警报。
165、如实施方式163所述的系统，还包括导管，其中导管包括至少一个能够定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的电极，并且其中警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极未正确定位的指示。
166、如实施方式163所述的系统，其中所述至少一个参数包括电压，并且其中如果所述阻抗达到阻抗阈值，则所述处理器降低电压。
167、如实施方式163所述的系统，其中如果阻抗达到阻抗阈值，则所述处理器停止提供能量的电信号。
168、如实施方式157所述的系统，其中所述至少一个传感器包括温度传感器、阻抗传感器、表面电导传感器、膜电位传感器、电容传感器、力传感器或压力传感器。
169、如实施方式157-168中任一项所述的系统，还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中处理器与心脏信号同步地提供能量的电信号。
170、如实施方式157所述的系统，其中肺通道的状况包括所述特定细胞的治疗的完整性。
171、如实施方式157所述的系统，其中肺通道的状况包括缺乏对所述特定细胞的治疗效果。
172、一种治疗患者肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的一个并根据所述至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量选择性地治疗与肺通道内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少粘液分泌过多；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的不同的一个，并根据所述至少两个能量输送算法中的所述不同的一个提供能量的电信号。
173、如实施方式172所述的系统，其中所述至少一个传感器包括温度传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的温度。
174、如实施方式172所述的系统，还包括导管，其中所述导管包括至少一个能够定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便将能量传输到肺通道的电极，其中所述至少一个传感器包括温度传感器并且所述状况包括所述至少一个电极的温度。
175、如实施方式172所述的系统，其中所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况包括肺通道的壁的一部分的阻抗。
176、如实施方式175所述的系统，其中所述处理器将所述阻抗与阻抗阈值进行比较，并且如果所述阻抗高于所述阻抗阈值，则使所述发生器提供警报。
177、如实施方式172所述的系统，其中所述至少一个参数包括电压，并且其中如果所述阻抗达到所述阻抗阈值，则所述处理器降低电压。
178、如实施方式172所述的系统，其中所述至少一个传感器包括温度传感器、阻抗传感器、表面电导传感器、膜电位传感器、电容传感器、力传感器或压力传感器。
179、如实施方式172-178中任一项所述的系统，还包括被配置为获取患者的心脏信号的心脏监测器，并且其中所述处理器与所述心脏信号同步地提供能量的电信号。
180、如实施方式172所述的系统，其中肺通道的状况包括所述特定细胞的治疗的完整性。
181、如实施方式172所述的系统，其中肺通道的状况包括缺乏对所述特定细胞的治疗效果。
182、一种治疗患者的肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除异常功能的细胞；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器基于该状况修改所述至少一个能量输送算法的至少一个参数。
183、一种治疗患者肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器根据所述至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除对肺通道的异常功能有贡献的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构，以便允许用规范性健康组织再生气道壁；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器基于该状况修改所述至少一个能量输送算法的至少一个参数。
184、一种治疗患者肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器根据至少一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生壁；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器基于该状况修改所述至少一个能量输送算法的至少一个参数。
185、一种治疗患者肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的一个并根据所述至少两个能量输送算法中的一个提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除异常功能的细胞；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据所述至少两个能量输送算法中的所述不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
186、一种治疗患者肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的一个能量输送算法并根据所述至少两个能量输送算法中的一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中能量从气道壁中去除对肺通道的异常功能有贡献的细胞，同时维持气道壁内的胶原基质结构，以便用规范性健康组织再生气道壁；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据所述至少两个能量输送算法中的所述不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
187、一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：
发生器，被配置为向导管提供能量，导管被配置为定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中发生器包括至少两个能量输送算法以及处理器，其中所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的一个能量输送算法并根据所述至少两个能量输送算法中的一个能量输送算法提供能量的电信号，并且其中所述能量通过介电电泳使上皮细胞从壁上脱离，以便允许用规范性健康组织再生壁；以及
与所述处理器通信的至少一个传感器，其中所述传感器感测肺通道的状况，并且所述处理器选择所述至少两个能量输送算法中的不同的一个能量输送算法并根据所述至少两个能量输送算法中的所述不同的一个能量输送算法提供能量的电信号。
188、一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：
导管，具有至少一个能够定位在肺通道的壁附近或靠着肺通道的壁以便向肺通道传输能量的电极；
至少一个传感器，沿着导管设置以便检测肺通道的状况以生成状况值；以及
具有处理器的发生器，所述处理器被配置为如果传感器值高于阈值则提供警报。
189、如实施方式188所述的系统，其中所述至少一个传感器包括阻抗传感器，并且所述状况值包括肺通道的壁的一部分的阻抗。
190、如实施方式188所述的系统，其中所述警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极未正确定位的指示。
191、如实施方式188所述的系统，其中所述警报包括所述至少一个电极中的至少一个电极有缺陷的指示。
192、一种用于治疗患者的肺通道的系统，包括：
心脏监测器，被配置为获取患者的心脏信号；
发生器，向至少一个电极提供能量的电信号，所述至少一个电极能够定位在肺通道内，使得能量能够传输到肺通道，其中所述发生器与心脏信号同步地提供电信号。
193、如实施方式192所述的系统，其中所述心脏监测器被配置为在心脏信号中的预定点处将心脏同步脉冲发送到所述发生器，并且其中所述发生器在接收到心脏同步脉冲预定延迟之后提供能量的电信号。
194、如实施方式193所述的系统，其中所述预定点是心脏信号的R波的峰。
195、如实施方式193所述的系统，其中所述预定延迟在50-100毫秒的范围内。
196、如实施方式192-195中任一项所述的系统，其中所述发生器包括处理器，所述处理器监测多个心脏同步脉冲、计算连续心脏同步脉冲之间的时间间隔，并且如果所述时间间隔对于预定数量的心脏同步脉冲不一致，则阻止所述发生器提供电信号。
197、如实施方式196所述的系统，其中所述预定数量的心脏同步脉冲是五。
198、如实施方式196所述的系统，其中所述预定数量的心脏同步脉冲是三。
199、如实施方式196所述的系统，其中如果先前已经阻止所述发生器提供电信号，则所述处理器减少心脏同步脉冲的所述预定数量。
200、如实施方式192所述的系统，其中所述发生器被配置为在心脏信号的ST段期间发送电信号。
201、如实施方式192所述的系统，其中所述发生器被配置为在心脏信号的QT间隔期间发送电信号。
202、如实施方式192所述的系统，其中所述发生器被配置为在心脏信号的T波期间不发送电信号。
203、如实施方式192所述的系统，其中所述发生器被配置为在消隐时段期间不发送电信号。
204、如实施方式于203所述的系统，其中所述消隐时段是在心脏信号的R波峰之后的100-200毫秒。
205、如实施方式192-204中任一项所述的系统，还包括所述至少一个电极安装在其上的导管。
206、如实施方式192-205中任一项所述的系统，还包括成像模态，所述成像模态被配置为对肺通道成像。
207、如实施方式于206所述的系统，其中所述成像模态包括支气管镜。
208、一种用于减少患者的肺通道中的粘液分泌过多的系统，所述系统包括：
导管，包括设置在其远端附近的能量输送主体，其中能量输送主体包括至少两个能够扩展以接触肺通道的壁的突起，其中每个突起包括至少一个电极；以及
发生器，向所述至少一个电极提供电信号，所述至少一个电极以能量剂量向壁传输非热能，其中所述能量剂量选择性地治疗与气道壁内粘液分泌过多相关联的特定细胞，使得减少气道壁的粘液分泌过多。
209、如实施方式于208所述的系统，其中所述至少两个突起包括形成能够扩展的篮的多条导线，其中至少一条导线充当所述至少一个电极。
210、如实施方式于209所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述轴不穿过所述能够扩展的篮。
211、如实施方式于209或210所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分与所述多条导线中的附近导线绝缘。
212、如实施方式211所述的系统，其中所述多条导线中的一条导线的至少一部分是绝缘的，留下导线的暴露部分，以便形成有源区域，该有源区域将能量剂量集中在沿着肺通道壁的特定位置处。
213、如实施方式于209所述的系统，其中所述多条导线能够同时通电。
214、如实施方式于209所述的系统，其中所述多条导线中的至少一些导线能够个别地通电。
215、如实施方式于208所述的系统，其中所述至少一个电极包括安装在所述至少两个突起上的单独电极。
216、如实施方式215的系统，其中所述单独电极具有线圈形状。
217、如实施方式于208所述的系统，其中所述导管包括轴，并且其中所述至少两个突起包括多条导线，所述多条导线一端附接到轴并且另一端是自由端，以便形成半个能够扩展的篮。
218、如实施方式于208-217中任一项所述的系统，还包括能够在所述导管上推进以便使所述至少两个突起塌缩的护套。
219、如实施方式于208-218中任一项所述的系统，其中选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。
220、如实施方式219所述的系统，其中所述特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
221、如实施方式220所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。
222、如实施方式220所述的系统，其中所述上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
223、如实施方式219所述的系统，其中去除包括细胞脱离。
224、如实施方式219的系统，其中去除包括细胞死亡。
225、如实施方式于208的系统，其中所述特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以修改基膜的渗透性。
226、如实施方式于208所述的系统，其中所述特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
227、如实施方式于208所述的系统，其中所述特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
228、如实施方式于208所述的系统，其中选择性治疗包括选择性地修改所述特定细胞以更改粘液产生。
229、如实施方式于208-228中任一项所述的系统，其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
230、如实施方式229所述的系统，其中每个脉冲在大约500V到10kV之间。
231、如实施方式于208-230中任一项所述的系统，还包括温度传感器，所述温度传感器沿着所述能量输送主体设置，以便接触气道壁并监测气道壁处或气道壁中的温度。
232、如实施方式231所述的系统，其中所述发生器包括与所述温度传感器通信的处理器，其中如果温度增加到或高于热组织效应的温度阈值，则所述处理器修改所述至少一个能量输送算法。
233、如实施方式于208-232中任一项所述的系统，还包括阻抗传感器，所述阻抗传感器沿着所述能量输送主体设置，以便接触气道壁并监测气道壁内的阻抗，其中所述阻抗传感器与基于阻抗指示气道壁的状况的指示器通信。
234、如实施方式于208-233中任一项所述的系统，其中所述发生器还包括用于获取患者的心脏信号的机制以及处理器，所述处理器被配置为分析心脏信号并识别用于将非热能传输到肺通道的气道壁的安全时间段。
235、如实施方式于208-234中任一项所述的系统，还包括被配置为感测气道壁的参数的至少一个传感器，其中所述发生器还包括处理器，所述处理器被配置为基于来自所述至少一个传感器的数据来修改电信号，以便创建反馈回路。
236、一种用于减少患者的肺通道中的粘液分泌过多的方法，包括：
将至少一个电极定位在肺通道内，使得所述至少一个电极设置在肺通道的气道壁的一部分附近或靠着肺通道的气道壁的一部分；以及
使所述至少一个电极通电，以便将非热能输送到气道壁的所述部分，其中非热能选择性地治疗与粘液分泌过多相关联的气道壁的所述部分内的特定细胞，使得减少肺通道的粘液分泌过多。
237、如实施方式236所述的方法，其中选择性治疗包括选择性地从气道壁去除特定细胞。
238、如实施方式237所述的方法，其中所述特定细胞包括上皮细胞但不包括基底细胞。
239、如实施方式238所述的方法，其中所述上皮细胞包括异常或增生的杯状细胞。
240、如实施方式238所述的方法，其中所述上皮细胞包括异常的纤毛假复层柱状上皮细胞。
241、如实施方式237-240中任一项所述的方法，其中去除包括细胞脱离。
242、如实施方式241所述的方法，其中去除包括通过介电电泳使细胞脱离。
243、如实施方式237-240中任一项所述的方法，其中去除包括细胞死亡。
244、如实施方式236的方法，其中所述特定细胞包括基膜的细胞，并且其中选择性治疗包括修改基膜的细胞以便修改基膜的渗透性。
245、如实施方式236所述的方法，其中所述特定细胞包括粘膜下腺，并且其中选择性治疗包括使粘膜下腺细胞死亡。
246、如实施方式236所述的方法，其中所述特定细胞包括病原体，并且其中选择性治疗包括使病原体细胞死亡。
247、如实施方式236所述的方法，其中选择性治疗包括选择性地修改所述特定细胞以更改粘液产生。
248、如实施方式236所述的方法，其中所述至少一个电极包括形成能够扩展的篮的多条导线，并且其中将所述至少一个电极定位在肺通道内包括使能够扩展的篮扩展，使得所述多条导线中的至少一条导线接触肺通道的气道壁。
249、如实施方式248所述的方法，其中所述多条导线充当单极电极，并且还包括将返回电极定位在患者附近。
250、如实施方式248所述的方法，其中所述多条导线充当双极电极。
251、如实施方式236所述的方法，其中所述至少一个电极包括至少两个电极，并且其中通电包括使所述至少两个电极通电以充当双极对。
252、如实施方式236-251中任一项所述的方法，其中所述非热能具有能量剂量，并且还包括使所述至少一个电极重新通电，以便输送具有不同能量剂量的非热能。
253、如实施方式252所述的方法，其中所述重新通电步骤是响应于气道壁的所述部分的感测到的状况。
254、如实施方式253所述的方法，其中所述感测到的状况包括温度。
255、如实施方式253所述的方法，其中所述感测到的状况包括阻抗。
256、如实施方式236-251中任一项所述的方法，还包括使所述至少一个电极重新通电，以便选择性地治疗气道壁的所述部分内的不同细胞。
257、如实施方式256所述的方法，其中使所述特定细胞通电包括上皮细胞，并且所述不同细胞包括粘膜下细胞。
258、如实施方式236所述的方法，其中使所述至少一个电极通电包括与患者的心动周期同步地使所述至少一个电极通电。
259、如实施方式258所述的方法，其中同步包括在心动周期的T波之外。
260、如实施方式236-259中任一项所述的方法，还包括将所述至少一个电极重新定位在肺通道内，使得所述至少一个电极设置在肺通道的气道壁的不同部分附近或靠着肺通道的气道壁的不同部分，并且使所述至少一个电极通电，以便将能量输送到气道壁的所述不同部分。
261、如实施方式260所述的方法，其中所述部分和所述不同部分彼此相邻。
262、如实施方式236-261中任一项所述的方法，还包括将所述至少一个电极定位在患者的不同肺通道内，使得所述至少一个电极设置在不同肺通道的气道壁的一部分附近或靠着不同肺通道的气道壁的一部分，并且使所述至少一个电极通电，以便将能量输送到所述不同肺通道的气道壁的所述部分。
263、如实施方式236-262中任一项所述的方法，其中所述非热能由具有包括至少一个能量封包的波形的电信号提供，其中每个能量封包包括一系列脉冲。
264、如实施方式263所述的方法，其中每个脉冲在大约500-4000伏之间。
265、如实施方式263所述的方法，其中每个能量封包具有在大约500-800kHz的范围内的频率。
X.示例
以下实施例进一步示出了本文公开的系统和方法的实施例，并且不应以任何方式解释为限制其范围。
示例1：利用双极系统的周向治疗和组织效应
开发了具有双极可扩展能量输送主体的非热能输送装置。该装置包括两个能量输送主体，每个能量输送主体由同心地安装在导管轴上的镍钛合金、编织的、扩展的电极构成，该装置具有使两个能量输送体扩展和收缩的机制(例如，参见图27)。扩展的能量输送主体直径范围从约5mm至约20mm。能量输送主体的长度基本相等，每个约3cm，并且沿着导管轴的纵向轴线从边缘到边缘间隔开约2.5cm。为了评估脉冲高压能量对气道内上皮和粘膜下组织层的影响，将该装置引入到活的、麻醉的猪的左和/或右支气管中，并以双极、方波的形式、以约300kHz的脉冲频率、约4000V的脉冲幅度，并且约415微秒的总能量输送持续时间(每封包83微秒，5个封包)输送能量。
在该手术之后，使动物恢复，然后在大约24小时之后进行安乐死。然后将气道解剖出来并在福尔马林中固定约48小时。然后以大约5mm的增量对气道进行切片，并以典型的方式进行组织学处理。处理经治疗和未经治疗区域的切片用于比较目的。使用苏木精和曙红(H&E)染色制备载玻片。
图57A显示健康的未经治疗气道的典型部分，并且图57B显示能量输送后24小时经治疗的气道的典型部分。在未经治疗的气道中(图57A)，可以观察到具有假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC的纤毛上皮E以及完整的粘膜下结构，包括粘膜下腺体SG、结缔组织CT、平滑肌SM和软骨CL。在经处理的气道中(图57B)，具有假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC的上皮E已基本上被去除或破坏，仅留下细胞残余物和基膜。另外，粘膜下结构已受到影响；最值得注意的是，粘膜下腺细胞SG大部分不存在，并且细胞外腺体结构已被破坏。平滑肌SM和结缔组织层CT也显示细胞损伤和破坏的迹象，而软骨CL不受影响。
示例2：利用单极系统的周向治疗和组织效应
开发了具有单极可扩展能量输送主体的非热能输送装置。该装置包括单个能量输送主体，该能量输送主体由同心地安装在导管轴上的镍钛合金、编织的、扩展电极构成，该装置具有使能量输送主体扩展和收缩的机制(例如，参见图26)。扩展的能量输送直径范围从约5mm至约20mm。为了评估脉冲高压能量对气道内上皮和粘膜下组织层的影响，将该装置引入到活的、麻醉的猪的左和/或右支气管中，并以双极、方波的形式、以300kHz的脉冲频率、4000V的脉冲幅度以及415微秒的总能量输送持续时间(每封包83微秒，5个封包)输送能量。
在该手术之后，使动物恢复，然后在大约24小时之后进行安乐死。然后将气道解剖出来并在福尔马林中固定约48小时。然后以大约5mm的增量对气道进行切片，并以典型的方式进行组织学处理。处理经治疗和未经治疗区域的切片用于比较目的。使用苏木精和曙红(H&E)染色制备载玻片。
图58A显示健康的未经治疗气道的典型部分，并且图58B显示能量输送后24小时经治疗的气道的典型部分。在未经治疗的气道中(图58A)，可以观察到具有假复层柱状上皮细胞PCEC和杯状细胞GC的纤毛上皮E以及完整的粘膜下结构，包括粘膜下腺体SG、结缔组织CT、软骨CL和平滑肌SM。在经处理的气道中(图58B)，上皮E和杯状细胞GC已基本上被去除或破坏，仅留下细胞残余物和基膜BM。另外，粘膜下结构已受到影响；最值得注意的是，在一些位置不存在粘膜下腺细胞SG。在这个示例中，包括平滑肌SM和结缔组织层CT在内的细胞外腺体结构大部分不受影响。软骨CL不受影响。使用双极或单极系统治疗效果相似，注意到电极与气道接触的地方组织变化。
如本文所使用的，当与数值和/或范围结合使用时，术语“约”和/或“大约”通常是指那些数值和/或范围接近所述数值和/或范围。在一些情况下，术语“约”和“大约”可以表示在所述值的±10％内。例如，在一些情况下，“约100[单位]”可以表示在100的±10％内(例如，从90到110)。术语“约”和“大约”可互换使用。
虽然本文已经示出和描述了本发明的优选实施例，但是对于本领域技术人员显而易见的是，这些实施例仅以示例的方式提供。在不脱离本发明的情况下，本领域技术人员现在将想到许多变化、改变和替换。应该理解的是，本文所述的本发明实施例的各种替代方案可以用于实践本发明。以下权利要求旨在限定本发明的范围，并且由此覆盖这些权利要求及其等同物范围内的方法和结构。

Claims (20)

1.一种用于治疗患者的肺通道的壁的病变部分的粘液分泌过多的系统，所述系统包括：
导管，所述导管包括至少一个电极，其中所述至少一个电极配置为位于所述肺通道的内腔中，使得所述至少一个电极能够将脉冲能量传输到所述肺通道的所述壁的所述病变部分；以及
与所述至少一个电极电连通的发生器，其中所述发生器包括至少一个能量输送算法，所述能量输送算法被配置为向所述至少一个电极提供电信号，使得以诱导所述壁的所述病变部分逆向重塑的方式将所述脉冲能量传输到所述壁的所述病变部分，从而减少粘液分泌过多，
其中所述电信号具有包括至少一个能量封包的波形，其中每个所述能量封包包括电压在500-10K伏之间的一系列脉冲。
2.如权利要求1所述的系统，其中诱导逆向重塑包括诱导所述壁的所述病变部分内的细胞去除或细胞死亡，同时维持所述壁的所述病变部分内的胶原基质，其被配置为允许逆向重塑的细胞浸润。
3.如权利要求2所述的系统，其中所述细胞包括上皮细胞或粘膜下细胞。
4.如权利要求1所述的系统，其中所述脉冲能量低于用于治疗肺通道内的软骨层的阈值。
5.如权利要求1所述的系统，其中诱导逆向重塑包括诱导所述壁的所述病变部分的细胞修改。
6.如权利要求5所述的系统，其中所述细胞修改改变所述细胞的粘液产生。
7.如权利要求5所述的系统，其中所述细胞修改重编程所述细胞或调节所述细胞以改善药剂摄取。
8.如权利要求1所述的系统，其中所述脉冲能量被传输到所述壁的所述病变部分达到靶向细胞深度，所述靶向细胞深度设定为避免软骨层。
9.如权利要求8所述的系统，其中所述靶向细胞深度设定为影响上皮层而不延伸超出基膜。
10.如权利要求1所述的系统，其中每个封包包括达2000个双向脉冲的循环计数。
11.如权利要求1所述的系统，其中每个能量封包具有长达100微秒的持续时间。
12.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个能量封包包括五个能量封包。
13.如权利要求1所述的系统，进一步包括返回电极，其中所述至少一个电极以单极方式用作单个电极，并且所述返回电极设置在所述患者的体外。
14.如权利要求13所述的系统，其中每个能量封包包括电压在大约2000-3500伏之间的一系列脉冲。
15.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个电极包括至少一个双极电极对，并且其中所述发生器与所述至少一个双极电极对电连通以便向所述至少一个双极电极对提供所述电信号，从而导致所述脉冲能量以双极方式被传输到所述肺通道的所述壁的所述病变部分。
16.如权利要求15所述的系统，其中每个能量封包包括电压在大约100-1900伏之间的一系列脉冲。
17.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个电极中的至少一个包括形成可扩展篮的多条导线，所述可扩展篮被配置为在所述肺通道内扩展。
18.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个电极中的至少一个包括能量输送主体，所述能量输送主体具有多个单独的有源区域，每个所述有源区域彼此绝缘。
19.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个电极中的至少一个包括能量输送主体，所述能量输送主体具有与所述能量输送主体的其余部分隔离的有源区域。
20.如权利要求1所述的系统，其中所述发生器包括与至少一个传感器通信的处理器，其中所述处理器基于来自所述至少一个传感器的数据修改所述至少一个能量输送算法中的至少一个。
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Families Citing this family (58)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6301926B2 (ja) 2012-08-09 2018-03-28 ユニバーシティ オブ アイオワ リサーチ ファウンデーション カテーテル、カテーテルシステム、及び組織構造を刺通する方法
EP3091921B1 (en) 2014-01-06 2019-06-19 Farapulse, Inc. Apparatus for renal denervation ablation
EP3139997B1 (en) 2014-05-07 2018-09-19 Farapulse, Inc. Apparatus for selective tissue ablation
EP3154464A4 (en) 2014-06-12 2018-01-24 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and selective tissue ablation with cooling
EP3154463B1 (en) 2014-06-12 2019-03-27 Farapulse, Inc. Apparatus for rapid and selective transurethral tissue ablation
WO2016060983A1 (en) 2014-10-14 2016-04-21 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and safe pulmonary vein cardiac ablation
US20170189097A1 (en) 2016-01-05 2017-07-06 Iowa Approach Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
US10130423B1 (en) 2017-07-06 2018-11-20 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for focal ablation
US10172673B2 (en) 2016-01-05 2019-01-08 Farapulse, Inc. Systems devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue
US10660702B2 (en) 2016-01-05 2020-05-26 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for focal ablation
CN114098949B (zh) 2016-06-27 2023-12-19 盖能适治疗股份有限公司 发生器和具有电极的导管
WO2019133606A1 (en) * 2017-12-26 2019-07-04 Gala Therapeutics, Inc. Methods, apparatuses, and systems for the treatment of disease states and disorders
US9987081B1 (en) 2017-04-27 2018-06-05 Iowa Approach, Inc. Systems, devices, and methods for signal generation
US10617867B2 (en) 2017-04-28 2020-04-14 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to esophageal tissue
WO2019055512A1 (en) 2017-09-12 2019-03-21 Farapulse, Inc. SYSTEMS, APPARATUSES, AND METHODS FOR VENTRICULAR FOCAL ABLATION
CA3083107A1 (en) 2017-09-13 2019-03-21 Ultra HOM LLC Medical device with cmut array and solid state cooling, and associated methods and systems
US11534226B2 (en) * 2017-09-22 2022-12-27 Covidien Lp Systems and methods for minimizing arcing of bipolar forceps
DK3731771T3 (da) 2017-12-26 2023-08-28 Galvanize Therapeutics Inc V462033dk00
WO2019191616A1 (en) * 2018-03-30 2019-10-03 Minnetronix, Inc. Medical devices for ablating tissue
US20190336198A1 (en) 2018-05-03 2019-11-07 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for ablation using surgical clamps
CN112118798B (zh) 2018-05-07 2024-09-20 波士顿科学医学有限公司 用于过滤由脉冲电场消融诱导的高压噪声的系统、设备和方法
EP3790485B1 (en) 2018-05-07 2024-06-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Epicardial ablation catheter
CN115836908A (zh) 2018-05-07 2023-03-24 波士顿科学医学有限公司 用于将消融能量递送到组织的系统、设备和方法
CN112135576A (zh) * 2018-05-21 2020-12-25 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 射频消融和直流电穿孔导管
CN112955088A (zh) 2018-09-20 2021-06-11 法拉普尔赛股份有限公司 用于将脉冲电场消融能量输送到心内膜组织的系统、装置和方法
JP7551648B2 (ja) * 2019-04-18 2024-09-17 ガルヴァナイズ セラピューティクス，インコーポレイテッド 異常組織を治療するための器械、及びシステム、
WO2020243447A1 (en) * 2019-05-31 2020-12-03 North Carolina State University Methods and apparatus for modifying or killing cells by manipulating the cell membrane charging time
EP3998973A4 (en) * 2019-07-16 2023-07-26 Galvanize Therapeutics, Inc. REPRODUCTIVE TREATMENT USING PULSED ELECTRIC FIELDS
US10625080B1 (en) 2019-09-17 2020-04-21 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for detecting ectopic electrocardiogram signals during pulsed electric field ablation
US11065047B2 (en) 2019-11-20 2021-07-20 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US11497541B2 (en) 2019-11-20 2022-11-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US10842572B1 (en) 2019-11-25 2020-11-24 Farapulse, Inc. Methods, systems, and apparatuses for tracking ablation devices and generating lesion lines
KR102320038B1 (ko) * 2019-12-06 2021-11-01 한국과학기술연구원 가변음압 집속초음파를 이용한 생체조직 정밀 제거 장치 및 방법
US20210169568A1 (en) * 2019-12-09 2021-06-10 Biosense Webster (Israel) Ltd. Oriented irreversible-electroporation (ire) pulses to compensate for cell size and orientation
JP2023509387A (ja) * 2019-12-18 2023-03-08 ガルヴァナイズ セラピューティクス，インコーポレイテッド パルス電界による心臓組織の治療
US11007001B1 (en) * 2020-04-07 2021-05-18 Sonivie Ltd. Devices and methods for reducing parasympathetic nerve activity in patients with a respiratory syndrome
US20230037695A1 (en) * 2020-04-07 2023-02-09 Sonivie Ltd. Devices and methods for reducing parasympathetic nerve activity in patients with a respiratory syndrome
EP4135811A4 (en) * 2020-04-13 2023-09-13 Mayo Foundation for Medical Education and Research ELECTROPORATION DEVICES AND METHODS
JP7500762B2 (ja) * 2020-04-21 2024-06-17 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド アブレーションシステムにおける適応的ｅｃｇトリガ
US20210401490A1 (en) * 2020-06-29 2021-12-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. Temperature control for ire
US20220031386A1 (en) * 2020-07-28 2022-02-03 Biosense Webster (Israel) Ltd. Controlling irreversible electroporation ablation using a focal catheter having contact-force and temperature sensors
WO2022031797A1 (en) * 2020-08-04 2022-02-10 Galary, Inc. Pulsed electric field transfer of molecules to cells while in the body
CA3190840A1 (en) * 2020-09-02 2022-03-10 Pulse Biosciences, Inc. Universal handpiece for electrical treatment applicator
US20220071692A1 (en) * 2020-09-08 2022-03-10 Biosense Webster (Israel) Ltd. Impedance based irreversible-electroporation (ire)
EP4213752A1 (en) * 2020-09-17 2023-07-26 Neurent Medical Limited Systems and methods for therapeutic nasal treatment
US20220087739A1 (en) * 2020-09-18 2022-03-24 Acclarent, Inc. Ent instrument with expandable ablation feature
EP4319673A1 (en) 2021-04-07 2024-02-14 BTL Medical Development A.S. Pulsed field ablation device and method
US20240252845A1 (en) * 2021-06-01 2024-08-01 Orchard Ultrasound Innovation Llc Tissue treatment system
IL309432B1 (en) 2021-07-06 2024-10-01 Btl Medical Dev A S Apparatus and method for ablation (burning) by electric pulse field
WO2023064934A1 (en) * 2021-10-15 2023-04-20 Intergalactic Therapeutics, Inc. Respiratory delivery of therapeutic agents
WO2023161492A1 (en) * 2022-02-28 2023-08-31 Mirai Medical Ltd An electroporation device
WO2023204282A1 (ja) * 2022-04-22 2023-10-26 株式会社トップ 高周波処置装置
US20230346460A1 (en) * 2022-05-02 2023-11-02 Biosense Webster (Israel) Ltd. Irreversible-electroporation (ire) workflow to reduce time between ablations
WO2023220419A1 (en) * 2022-05-13 2023-11-16 Galvanize Therapeutics, Inc. Devices, systems and methods for treatment of lung airways
WO2024075034A1 (en) 2022-10-05 2024-04-11 Btl Medical Technologies S.R.O. Pulsed field ablation device and method
WO2024160853A1 (en) * 2023-01-31 2024-08-08 Eth Zurich Pulsed electric fields in 3d histology
EP4417152A1 (en) * 2023-02-16 2024-08-21 BIOTRONIK SE & Co. KG Catheter and method for cardiac surgery generating an interatrial shunt
CN117796895B (zh) * 2024-02-29 2024-08-30 浙江伽奈维医疗科技有限公司 一种陡脉冲消融导管及设备

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101909649A (zh) * 2007-10-25 2010-12-08 利发利希奥公司 用于治疗哮喘和其他肺病患的组合物和方法
CN102014779A (zh) * 2008-05-09 2011-04-13 创新肺部方案公司 用于治疗支气管树的系统、组件和方法
CN103582463A (zh) * 2011-01-19 2014-02-12 弗拉克泰尔实验室公司 用于组织处理的装置与方法
WO2014105964A1 (en) * 2012-12-27 2014-07-03 The General Hospital Corporation Systems and methods for delivering pulsed electric fields to skin tissue
CN104470454A (zh) * 2012-05-18 2015-03-25 赫莱拉公司 紧凑传送的肺部治疗系统和改善肺部功能的方法

Family Cites Families (239)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2017084C3 (de) 1970-04-09 1973-09-27 Siemens Ag, 1000 Berlin U. 8000 Muenchen Lichteffektgenerator
US5304120A (en) 1992-07-01 1994-04-19 Btx Inc. Electroporation method and apparatus for insertion of drugs and genes into endothelial cells
US5507724A (en) 1992-07-01 1996-04-16 Genetronics, Inc. Electroporation and iontophoresis apparatus and method for insertion of drugs and genes into cells
US5704908A (en) 1996-10-10 1998-01-06 Genetronics, Inc. Electroporation and iontophoresis catheter with porous balloon
US6411852B1 (en) 1997-04-07 2002-06-25 Broncus Technologies, Inc. Modification of airways by application of energy
US7992572B2 (en) 1998-06-10 2011-08-09 Asthmatx, Inc. Methods of evaluating individuals having reversible obstructive pulmonary disease
US7425212B1 (en) 1998-06-10 2008-09-16 Asthmatx, Inc. Devices for modification of airways by transfer of energy
US6200333B1 (en) 1997-04-07 2001-03-13 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter
US5972026A (en) 1997-04-07 1999-10-26 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter having diametrically adjustable electrodes
US6634363B1 (en) 1997-04-07 2003-10-21 Broncus Technologies, Inc. Methods of treating lungs having reversible obstructive pulmonary disease
US6273907B1 (en) 1997-04-07 2001-08-14 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter
US6488673B1 (en) 1997-04-07 2002-12-03 Broncus Technologies, Inc. Method of increasing gas exchange of a lung
US7027869B2 (en) 1998-01-07 2006-04-11 Asthmatx, Inc. Method for treating an asthma attack
US6283988B1 (en) 1997-04-07 2001-09-04 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter having expandable electrodes
US6083255A (en) 1997-04-07 2000-07-04 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter
US6027499A (en) 1997-05-23 2000-02-22 Fiber-Tech Medical, Inc. (Assignee Of Jennifer B. Cartledge) Method and apparatus for cryogenic spray ablation of gastrointestinal mucosa
US7255693B1 (en) 1997-05-23 2007-08-14 Csa Medical, Inc. Heated catheter used in cryotherapy
US6241701B1 (en) 1997-08-01 2001-06-05 Genetronics, Inc. Apparatus for electroporation mediated delivery of drugs and genes
US7921855B2 (en) 1998-01-07 2011-04-12 Asthmatx, Inc. Method for treating an asthma attack
US6120493A (en) 1998-01-27 2000-09-19 Genetronics, Inc. Method for the introduction of therapeutic agents utilizing an electroporation apparatus
US6009347A (en) 1998-01-27 1999-12-28 Genetronics, Inc. Electroporation apparatus with connective electrode template
US6219577B1 (en) 1998-04-14 2001-04-17 Global Vascular Concepts, Inc. Iontophoresis, electroporation and combination catheters for local drug delivery to arteries and other body tissues
US7198635B2 (en) 2000-10-17 2007-04-03 Asthmatx, Inc. Modification of airways by application of energy
US20070123958A1 (en) 1998-06-10 2007-05-31 Asthmatx, Inc. Apparatus for treating airways in the lung
US20070106348A1 (en) * 1998-06-10 2007-05-10 Asthmatx, Inc. Method for treating airways in the lung
US8181656B2 (en) 1998-06-10 2012-05-22 Asthmatx, Inc. Methods for treating airways
US6678558B1 (en) 1999-03-25 2004-01-13 Genetronics, Inc. Method and apparatus for reducing electroporation-mediated muscle reaction and pain response
US6261831B1 (en) 1999-03-26 2001-07-17 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Air Force Ultra-wide band RF-enhanced chemotherapy for cancer treatmeat
AU4996300A (en) 1999-05-10 2000-11-21 Gentronics, Inc. Method of electroporation-enhanced delivery of active agents
US6326177B1 (en) 1999-08-04 2001-12-04 Eastern Virginia Medical School Of The Medical College Of Hampton Roads Method and apparatus for intracellular electro-manipulation
US6770070B1 (en) 2000-03-17 2004-08-03 Rita Medical Systems, Inc. Lung treatment apparatus and method
US8251070B2 (en) 2000-03-27 2012-08-28 Asthmatx, Inc. Methods for treating airways
WO2002032335A1 (en) 2000-07-25 2002-04-25 Rita Medical Systems Inc. Apparatus for detecting and treating tumors using localized impedance measurement
US6892099B2 (en) 2001-02-08 2005-05-10 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for reducing subcutaneous fat deposits, virtual face lift and body sculpturing by electroporation
US6697670B2 (en) 2001-08-17 2004-02-24 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for reducing subcutaneous fat deposits by electroporation with improved comfort of patients
US6795728B2 (en) 2001-08-17 2004-09-21 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for reducing subcutaneous fat deposits by electroporation
US8251986B2 (en) 2000-08-17 2012-08-28 Angiodynamics, Inc. Method of destroying tissue cells by eletroporation
EP1326549B1 (en) 2000-10-17 2005-12-21 Asthmatx, Inc. Modification of airways by application of energy
US7104987B2 (en) 2000-10-17 2006-09-12 Asthmatx, Inc. Control system and process for application of energy to airway walls and other mediums
US20020104318A1 (en) 2001-02-08 2002-08-08 Ali Jaafar Miniature thermoelectric cooler
US6994706B2 (en) 2001-08-13 2006-02-07 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for treatment of benign prostatic hyperplasia
USRE42016E1 (en) 2001-08-13 2010-12-28 Angiodynamics, Inc. Apparatus and method for the treatment of benign prostatic hyperplasia
US7130697B2 (en) 2002-08-13 2006-10-31 Minnesota Medical Physics Llc Apparatus and method for the treatment of benign prostatic hyperplasia
EP1429678B1 (en) 2001-09-28 2006-03-22 Rita Medical Systems, Inc. Impedance controlled tissue ablation apparatus
US9308043B2 (en) * 2002-04-08 2016-04-12 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for monopolar renal neuromodulation
US8551069B2 (en) 2002-04-08 2013-10-08 Medtronic Adrian Luxembourg S.a.r.l. Methods and apparatus for treating contrast nephropathy
US20140018880A1 (en) 2002-04-08 2014-01-16 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for monopolar renal neuromodulation
US7853333B2 (en) 2002-04-08 2010-12-14 Ardian, Inc. Methods and apparatus for multi-vessel renal neuromodulation
US20070129761A1 (en) 2002-04-08 2007-06-07 Ardian, Inc. Methods for treating heart arrhythmia
US7653438B2 (en) 2002-04-08 2010-01-26 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US8131371B2 (en) 2002-04-08 2012-03-06 Ardian, Inc. Methods and apparatus for monopolar renal neuromodulation
US8145316B2 (en) 2002-04-08 2012-03-27 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US8150519B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
US8774922B2 (en) 2002-04-08 2014-07-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses having expandable balloons for renal neuromodulation and associated systems and methods
US9308044B2 (en) 2002-04-08 2016-04-12 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for therapeutic renal neuromodulation
US8145317B2 (en) 2002-04-08 2012-03-27 Ardian, Inc. Methods for renal neuromodulation
US9636174B2 (en) 2002-04-08 2017-05-02 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for therapeutic renal neuromodulation
US7620451B2 (en) 2005-12-29 2009-11-17 Ardian, Inc. Methods and apparatus for pulsed electric field neuromodulation via an intra-to-extravascular approach
US20170239480A1 (en) 2002-04-08 2017-08-24 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
US7756583B2 (en) 2002-04-08 2010-07-13 Ardian, Inc. Methods and apparatus for intravascularly-induced neuromodulation
WO2004037341A2 (en) 2002-05-07 2004-05-06 Schroeppel Edward A Method and device for treating concer with electrical therapy in conjunction with chemotherapeutic agents and radiation therapy
US7819908B2 (en) 2002-06-17 2010-10-26 Aeris Therapeutics, Inc. Compositions and methods for reducing lung volume
WO2003105676A2 (en) 2002-06-17 2003-12-24 Bistech, Inc. Compositions and methods for reducing lung volume
US7211083B2 (en) 2003-03-17 2007-05-01 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for hair removal by electroporation
US20040226556A1 (en) 2003-05-13 2004-11-18 Deem Mark E. Apparatus for treating asthma using neurotoxin
US7742809B2 (en) 2003-08-25 2010-06-22 Medtronic, Inc. Electroporation catheter with sensing capabilities
DE202004021946U1 (de) 2003-09-12 2013-05-29 Vessix Vascular, Inc. Auswählbare exzentrische Remodellierung und/oder Ablation von atherosklerotischem Material
US8579892B2 (en) 2003-10-07 2013-11-12 Tsunami Medtech, Llc Medical system and method of use
EP2474281B1 (en) 2003-12-24 2019-03-27 The Regents of The University of California Tissue ablation with irreversible electroporation
US8298222B2 (en) 2003-12-24 2012-10-30 The Regents Of The University Of California Electroporation to deliver chemotherapeutics and enhance tumor regression
US7906124B2 (en) 2004-09-18 2011-03-15 Asthmatx, Inc. Inactivation of smooth muscle tissue
EP1804905B1 (en) 2004-10-05 2016-02-17 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Apparatus for renal neuromodulation
ES2361460T3 (es) 2004-10-05 2011-06-17 Ardian, Inc. Aparato para neuromodulación renal.
US20070083239A1 (en) 2005-09-23 2007-04-12 Denise Demarais Methods and apparatus for inducing, monitoring and controlling renal neuromodulation
US7937143B2 (en) 2004-11-02 2011-05-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for inducing controlled renal neuromodulation
WO2006052940A2 (en) 2004-11-05 2006-05-18 Asthmatx, Inc. Medical device with procedure improvement features
US7200445B1 (en) 2005-10-21 2007-04-03 Asthmatx, Inc. Energy delivery devices and methods
US7949407B2 (en) 2004-11-05 2011-05-24 Asthmatx, Inc. Energy delivery devices and methods
US20070093802A1 (en) 2005-10-21 2007-04-26 Danek Christopher J Energy delivery devices and methods
EP2727547B1 (en) 2005-04-21 2020-11-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices for energy delivery
CA2605650A1 (en) 2005-04-25 2006-11-02 Drexel University Methods for non-thermal application of gas plasma to living tissue
US20060264752A1 (en) 2005-04-27 2006-11-23 The Regents Of The University Of California Electroporation controlled with real time imaging
US8114070B2 (en) 2005-06-24 2012-02-14 Angiodynamics, Inc. Methods and systems for treating BPH using electroporation
US20060293725A1 (en) 2005-06-24 2006-12-28 Boris Rubinsky Methods and systems for treating fatty tissue sites using electroporation
US20060293731A1 (en) 2005-06-24 2006-12-28 Boris Rubinsky Methods and systems for treating tumors using electroporation
US20060293730A1 (en) 2005-06-24 2006-12-28 Boris Rubinsky Methods and systems for treating restenosis sites using electroporation
US20070021803A1 (en) 2005-07-22 2007-01-25 The Foundry Inc. Systems and methods for neuromodulation for treatment of pain and other disorders associated with nerve conduction
US7628789B2 (en) 2005-08-17 2009-12-08 Pulmonx Corporation Selective lung tissue ablation
US20070156135A1 (en) 2006-01-03 2007-07-05 Boris Rubinsky System and methods for treating atrial fibrillation using electroporation
KR101296325B1 (ko) 2006-01-03 2013-08-14 알콘, 인코퍼레이티드 단백질성 조직의 해리 및 제거를 위한 시스템
CN101389283A (zh) 2006-02-22 2009-03-18 定制医疗应用有限公司 消融工具及相关方法
US8007496B2 (en) 2006-05-26 2011-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of therapeutically treating tissue while preventing perfusion/ventilation of the tissue
US7722606B2 (en) 2006-09-14 2010-05-25 LaZúre Technologies, LLC Device and method for destruction of cancer cells
WO2008063195A1 (en) 2006-10-12 2008-05-29 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Assessment of electrode coupling for tissue ablation
US7931647B2 (en) 2006-10-20 2011-04-26 Asthmatx, Inc. Method of delivering energy to a lung airway using markers
US20080132884A1 (en) 2006-12-01 2008-06-05 Boris Rubinsky Systems for treating tissue sites using electroporation
US20080132885A1 (en) 2006-12-01 2008-06-05 Boris Rubinsky Methods for treating tissue sites using electroporation
US7655004B2 (en) 2007-02-15 2010-02-02 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electroporation ablation apparatus, system, and method
US8202268B1 (en) 2007-03-18 2012-06-19 Lockheed Martin Corporation Method and multiple-mode device for high-power short-pulse laser ablation and CW cauterization of bodily tissues
US8235983B2 (en) 2007-07-12 2012-08-07 Asthmatx, Inc. Systems and methods for delivering energy to passageways in a patient
JP5436423B2 (ja) 2007-07-24 2014-03-05 アスマティックス，インコーポレイテッド 組織治療装置への電力制御等のインピーダンス検出に基づく電力制御のシステムおよび方法
JP4242436B2 (ja) 2007-07-24 2009-03-25 孝徳 山口 自転車
US20090043301A1 (en) 2007-08-09 2009-02-12 Asthmatx, Inc. Monopolar energy delivery devices and methods for controlling current density in tissue
TW200942282A (en) 2007-12-05 2009-10-16 Reset Medical Inc Method for cryospray ablation
US20090157002A1 (en) 2007-12-14 2009-06-18 Csa Medical, Inc. Catheter having communicating lumens
US20090192504A1 (en) 2008-01-29 2009-07-30 Csa Medical, Inc. Cryosurgery system having unintegrated delivery and visualization apparatus
US20100004623A1 (en) 2008-03-27 2010-01-07 Angiodynamics, Inc. Method for Treatment of Complications Associated with Arteriovenous Grafts and Fistulas Using Electroporation
WO2009121009A2 (en) 2008-03-27 2009-10-01 The Regents Of The University Of California Irreversible electroporation device for use in attenuating neointimal
US10702326B2 (en) 2011-07-15 2020-07-07 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Device and method for electroporation based treatment of stenosis of a tubular body part
US10272178B2 (en) 2008-04-29 2019-04-30 Virginia Tech Intellectual Properties Inc. Methods for blood-brain barrier disruption using electrical energy
US9198733B2 (en) 2008-04-29 2015-12-01 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Treatment planning for electroporation-based therapies
WO2012071526A2 (en) 2010-11-23 2012-05-31 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Irreversible electroporation using tissue vasculature to treat aberrant cell masses or create tissue scaffolds
US8992517B2 (en) 2008-04-29 2015-03-31 Virginia Tech Intellectual Properties Inc. Irreversible electroporation to treat aberrant cell masses
US10117707B2 (en) 2008-04-29 2018-11-06 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. System and method for estimating tissue heating of a target ablation zone for electrical-energy based therapies
US10238447B2 (en) 2008-04-29 2019-03-26 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. System and method for ablating a tissue site by electroporation with real-time monitoring of treatment progress
US9867652B2 (en) 2008-04-29 2018-01-16 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Irreversible electroporation using tissue vasculature to treat aberrant cell masses or create tissue scaffolds
US10245098B2 (en) 2008-04-29 2019-04-02 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Acute blood-brain barrier disruption using electrical energy based therapy
AU2009243079A1 (en) 2008-04-29 2009-11-05 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Irreversible electroporation to create tissue scaffolds
WO2009137800A2 (en) 2008-05-09 2009-11-12 Angiodynamics, Inc. Electroporation device and method
US20190083169A1 (en) 2008-05-09 2019-03-21 Angiodynamics, Inc. Techniques for Controlling an Irreversible Electroporation System
WO2016164930A1 (en) 2015-04-10 2016-10-13 Angiodynamics Inc. System and method for irreversible electroporation with thermally controlled electrodes
US8115343B2 (en) 2008-05-23 2012-02-14 University Of Southern California Nanosecond pulse generator
US8721632B2 (en) 2008-09-09 2014-05-13 Tsunami Medtech, Llc Methods for delivering energy into a target tissue of a body
US8579888B2 (en) 2008-06-17 2013-11-12 Tsunami Medtech, Llc Medical probes for the treatment of blood vessels
WO2009155526A2 (en) 2008-06-20 2009-12-23 Angiodynamics, Inc. Device and method for the ablation of fibrin sheath formation on a venous catheter
US9681909B2 (en) 2008-06-23 2017-06-20 Angiodynamics, Inc. Treatment devices and methods
US8221411B2 (en) 2008-07-28 2012-07-17 Medtronic, Inc. Systems and methods for cardiac tissue electroporation ablation
US20100152725A1 (en) 2008-12-12 2010-06-17 Angiodynamics, Inc. Method and system for tissue treatment utilizing irreversible electroporation and thermal track coagulation
US20100160906A1 (en) 2008-12-23 2010-06-24 Asthmatx, Inc. Expandable energy delivery devices having flexible conductive elements and associated systems and methods
US8753335B2 (en) 2009-01-23 2014-06-17 Angiodynamics, Inc. Therapeutic energy delivery device with rotational mechanism
WO2010091188A1 (en) * 2009-02-04 2010-08-12 Yale University Tissue engineering of lung
WO2010093692A2 (en) 2009-02-10 2010-08-19 Hobbs Eamonn P Irreversible electroporation and tissue regeneration
US20100240995A1 (en) 2009-03-17 2010-09-23 Bioelectromed Corp. System and method for treating tumors
US8512334B2 (en) 2009-06-12 2013-08-20 Bioelectromed Corporation Nanosecond pulsed electric field parameters for destroying tumors with a single treatment
WO2010117806A1 (en) 2009-03-31 2010-10-14 Angiodynamics, Inc. System and method for estimating a treatment region for a medical treatment device and for interactively planning a treatment of a patient
US8632534B2 (en) 2009-04-03 2014-01-21 Angiodynamics, Inc. Irreversible electroporation (IRE) for congestive obstructive pulmonary disease (COPD)
US20100256630A1 (en) 2009-04-07 2010-10-07 Angiodynamics, Inc. Irreversible electroporation (ire) for esophageal disease
WO2010118387A1 (en) 2009-04-09 2010-10-14 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Integration of very short electric pulses for minimally to noninvasive electroporation
US20100274236A1 (en) 2009-04-23 2010-10-28 Krimsky William S Apparatuses and methods for applying a cryogenic effect to tissue and cutting tissue
US8903488B2 (en) 2009-05-28 2014-12-02 Angiodynamics, Inc. System and method for synchronizing energy delivery to the cardiac rhythm
WO2010141417A2 (en) * 2009-06-01 2010-12-09 Mayo Foundation For Medical Education And Research Systems and methods for impairing smooth muscle tissue function
US9895189B2 (en) 2009-06-19 2018-02-20 Angiodynamics, Inc. Methods of sterilization and treating infection using irreversible electroporation
EP2467189A4 (en) 2009-08-20 2013-03-06 Angiodynamics Inc MULTI-ELECTRODE POWER SUPPLY APPARATUS AND METHOD OF APPLICATION THEREFOR
WO2011047387A2 (en) 2009-10-16 2011-04-21 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Treatment planning for electroporation-based therapies
EP4193948A1 (en) 2009-10-27 2023-06-14 Nuvaira, Inc. Delivery devices with coolable energy emitting assemblies
US20110112527A1 (en) 2009-11-06 2011-05-12 Angiodynamics, Inc. Flexible medical ablation device and method of use
US8911439B2 (en) 2009-11-11 2014-12-16 Holaira, Inc. Non-invasive and minimally invasive denervation methods and systems for performing the same
US20110238057A1 (en) 2010-02-16 2011-09-29 Angiodynamics, Inc. Dual Bracketed Energy Delivery Probe and Method of Use
WO2011103096A2 (en) 2010-02-16 2011-08-25 Angiodynamics, Inc. Ablation device with guide sleeves
GB201006841D0 (en) 2010-04-26 2010-06-09 Thomsen Lars Method, device and system for targetted cell lysis
CN106420045B (zh) 2010-04-26 2022-12-09 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于肾神经调节的导管设备、系统和方法
CN102985132A (zh) 2010-06-03 2013-03-20 加利福尼亚大学董事会 电穿孔电极构造和方法
US8652130B2 (en) 2010-08-18 2014-02-18 Invasix Ltd. Method and device for soft tissue ablation
US9289606B2 (en) 2010-09-02 2016-03-22 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System for electroporation therapy
US9700368B2 (en) 2010-10-13 2017-07-11 Angiodynamics, Inc. System and method for electrically ablating tissue of a patient
EP2632373B1 (en) * 2010-10-25 2018-07-18 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. System for evaluation and feedback of neuromodulation treatment
WO2012088149A2 (en) 2010-12-20 2012-06-28 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. High-frequency electroporation for cancer therapy
US9044245B2 (en) 2011-01-05 2015-06-02 Medtronic Ablation Frontiers Llc Multipolarity epicardial radiofrequency ablation
US9314620B2 (en) * 2011-02-28 2016-04-19 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrical ablation devices and methods
US9095323B2 (en) 2011-04-01 2015-08-04 JusJas LLC Holder removably mountable on associated device
ITGE20110043A1 (it) 2011-04-18 2012-10-19 Gian Battista Chierchia " dispositivo adattabilie per l'isolamento elettrico delle vene polmonari in fibrillazione atriale "
US20120310230A1 (en) 2011-06-01 2012-12-06 Angiodynamics, Inc. Coaxial dual function probe and method of use
US8992513B2 (en) 2011-06-30 2015-03-31 Angiodynamics, Inc Endovascular plasma treatment device and method of use
US9387031B2 (en) 2011-07-29 2016-07-12 Medtronic Ablation Frontiers Llc Mesh-overlayed ablation and mapping device
US20130030430A1 (en) 2011-07-29 2013-01-31 Stewart Mark T Intracardiac tools and methods for delivery of electroporation therapies
US9656055B2 (en) 2011-08-03 2017-05-23 Pulse Biosciences, Inc. In vivo treatment of skin lesions by electrical nanopulses
US9078665B2 (en) 2011-09-28 2015-07-14 Angiodynamics, Inc. Multiple treatment zone ablation probe
WO2013052501A1 (en) * 2011-10-05 2013-04-11 Innovative Pulmonary Solutions, Inc. Apparatus for injuring nerve tissue
US9204916B2 (en) 2011-10-27 2015-12-08 Medtronic Cryocath Lp Cryogenic balloon device with radiofrequency tip
WO2013090206A1 (en) 2011-12-12 2013-06-20 Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California Electrical pulse generators
US9414881B2 (en) 2012-02-08 2016-08-16 Angiodynamics, Inc. System and method for increasing a target zone for electrical ablation
US9301796B2 (en) 2012-03-02 2016-04-05 Csa Medical, Inc. Cryosurgery system
US9144449B2 (en) 2012-03-02 2015-09-29 Csa Medical, Inc. Cryosurgery system
US20130324910A1 (en) 2012-05-31 2013-12-05 Covidien Lp Ablation device with drug delivery component and biopsy tissue-sampling component
US10314649B2 (en) 2012-08-02 2019-06-11 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Flexible expandable electrode and method of intraluminal delivery of pulsed power
US9993295B2 (en) 2012-08-07 2018-06-12 Covidien Lp Microwave ablation catheter and method of utilizing the same
US9277957B2 (en) 2012-08-15 2016-03-08 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrosurgical devices and methods
US9370311B2 (en) * 2012-08-17 2016-06-21 Medtronic Ablation Frontiers Llc Electrophysiology catheter design
US20140073907A1 (en) 2012-09-12 2014-03-13 Convergent Life Sciences, Inc. System and method for image guided medical procedures
US9272132B2 (en) 2012-11-02 2016-03-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device for treating airways and related methods of use
US9283374B2 (en) 2012-11-05 2016-03-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for delivering energy to body lumens
US9888956B2 (en) 2013-01-22 2018-02-13 Angiodynamics, Inc. Integrated pump and generator device and method of use
US20140221877A1 (en) 2013-02-01 2014-08-07 Moshe Ein-Gal Pressure-assisted irreversible electroporation
CA2904190C (en) 2013-03-04 2022-08-16 Csa Medical, Inc. Cryospray catheters
US9474486B2 (en) * 2013-03-08 2016-10-25 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Basket for a multi-electrode array catheter
US9101764B2 (en) 2013-06-03 2015-08-11 Nanoblate Corp. Methods and devices for stimulating an immune response using nanosecond pulsed electric fields
EP3003461B1 (en) 2013-06-04 2019-05-01 Fractyl Laboratories, Inc. Systems and devices for reducing the luminal surface area of the gastrointestinal tract
CA2913220A1 (en) * 2013-08-09 2015-02-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Expandable catheter and related methods of manufacture and use
US9763733B2 (en) * 2013-10-25 2017-09-19 Covidien Lp Unfurling electrode devices with the multiple longitudinal electrode segments
CN105939686A (zh) 2014-01-06 2016-09-14 衣阿华方法股份有限公司 用于输送治疗电脉冲的装置和方法
EP3091921B1 (en) 2014-01-06 2019-06-19 Farapulse, Inc. Apparatus for renal denervation ablation
CN103750899B (zh) * 2014-01-21 2016-04-27 深圳市惠泰医疗器械有限公司 多电极网篮导管及其制备方法
WO2015134226A1 (en) 2014-03-04 2015-09-11 Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California Marking tissue surfaces for treatment of lesions by electrical nanopulses
US20150289923A1 (en) * 2014-04-14 2015-10-15 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Treatment planning for electrical-energy based therapies based on cell characteristics
US10342606B2 (en) * 2014-05-06 2019-07-09 Cosman Instruments, Llc Electrosurgical generator
EP3139997B1 (en) 2014-05-07 2018-09-19 Farapulse, Inc. Apparatus for selective tissue ablation
AU2015259303B2 (en) 2014-05-12 2021-10-28 Arena, Christopher B. Selective modulation of intracellular effects of cells using pulsed electric fields
WO2015175944A1 (en) 2014-05-16 2015-11-19 Gary Long Methods and apparatus for multi-catheter tissue ablation
US20150342669A1 (en) 2014-05-29 2015-12-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for controlled energy delivery to airways
CA2951050A1 (en) 2014-06-04 2015-12-10 Csa Medical, Inc. Method and system for consistent, repeatable, and safe cryospray treatment of airway tissue
EP3154464A4 (en) 2014-06-12 2018-01-24 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and selective tissue ablation with cooling
EP3154463B1 (en) 2014-06-12 2019-03-27 Farapulse, Inc. Apparatus for rapid and selective transurethral tissue ablation
US12114911B2 (en) 2014-08-28 2024-10-15 Angiodynamics, Inc. System and method for ablating a tissue site by electroporation with real-time pulse monitoring
WO2016060983A1 (en) 2014-10-14 2016-04-21 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and safe pulmonary vein cardiac ablation
EP3226794A4 (en) 2014-12-01 2018-08-15 Pulse Biosciences, Inc. Nanoelectroablation control and vaccination
AU2015355241B2 (en) 2014-12-01 2019-10-24 Pulse Biosciences, Inc. Nanoelectroablation control and vaccination
US10271893B2 (en) 2014-12-15 2019-04-30 Medtronic Ablation Frontiers Llc Timed energy delivery
US20160235974A1 (en) 2015-02-12 2016-08-18 Angiodynamics, Inc. Cancerous metabolic growth inhibitor system
CA2981867A1 (en) 2015-04-10 2016-10-13 Angiodynamics, Inc. System and method for irreversible electroporation with thermally controlled electrodes
WO2016180934A1 (en) 2015-05-12 2016-11-17 Umc Utrecht Holding B.V. Asymmetric balanced waveform for ac cardiac irreversible electroporation
WO2016201264A1 (en) 2015-06-11 2016-12-15 Massachusetts Institute Of Technology Methods for inducing electroporation and tissue ablation
US10660691B2 (en) 2015-10-07 2020-05-26 Angiodynamics, Inc. Multiple use subassembly with integrated fluid delivery system for use with single or dual-lumen peristaltic tubing
US20170117603A1 (en) 2015-10-21 2017-04-27 Pulse Biosciences, Inc. Very high voltage coaxial cable design for matching system impedance with minimal cable cross section
ES2626237B1 (es) 2015-12-22 2018-05-03 Universidad De Zaragoza Sistema electrónico de potencia modular variable para la generación de pulsos eléctricos y usos asociados
WO2018201037A1 (en) 2017-04-28 2018-11-01 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue
US10172673B2 (en) 2016-01-05 2019-01-08 Farapulse, Inc. Systems devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue
US10130423B1 (en) 2017-07-06 2018-11-20 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for focal ablation
US20170189097A1 (en) 2016-01-05 2017-07-06 Iowa Approach Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
EP3399931B1 (en) 2016-01-05 2022-04-06 Farapulse, Inc. System for delivery of ablative energy to tissue
JP6847960B2 (ja) 2016-01-05 2021-03-24 ファラパルス，インコーポレイテッド パルス電界の焼灼エネルギーを心内膜組織に送出するためのシステム、装置、及び方法
US10874451B2 (en) 2016-02-29 2020-12-29 Pulse Biosciences, Inc. High-voltage analog circuit pulser and pulse generator discharge circuit
US11202559B2 (en) 2016-04-27 2021-12-21 Csa Medical, Inc. Vision preservation system for medical devices
US20170319851A1 (en) 2016-05-06 2017-11-09 Pulse Biosciences, Inc. Low-voltage impedance check pulse generator
US10327853B2 (en) 2016-05-10 2019-06-25 Covidien Lp System and method of performing treatment along a lumen network
EP3457976A4 (en) 2016-05-16 2019-12-11 Pulse Biosciences, Inc. PULSAPPLIKATOR
US11871977B2 (en) 2016-05-19 2024-01-16 Csa Medical, Inc. Catheter extension control
WO2017201394A1 (en) 2016-05-20 2017-11-23 Pulse Biosciences, Inc. Optimizing total energy delivered in nanosecond pulses for triggering apoptosis in cultured cells
US10188449B2 (en) 2016-05-23 2019-01-29 Covidien Lp System and method for temperature enhanced irreversible electroporation
WO2017218734A1 (en) 2016-06-16 2017-12-21 Iowa Approach, Inc. Systems, apparatuses, and methods for guide wire delivery
CN114098949B (zh) 2016-06-27 2023-12-19 盖能适治疗股份有限公司 发生器和具有电极的导管
WO2018013699A1 (en) 2016-07-13 2018-01-18 Csa Medical, Inc. Systems and methods to block or inhibit gas progression during spray cryotherapy
WO2018022610A1 (en) 2016-07-26 2018-02-01 Csa Medical, Inc. Apparatus to perform cryotherapy
US20180036058A1 (en) 2016-08-04 2018-02-08 Csa Medical, Inc. Rotational cryogen delivery device
US10543357B2 (en) 2016-09-19 2020-01-28 Pulse Biosciences, Inc. High voltage connectors for pulse generators
US10905492B2 (en) 2016-11-17 2021-02-02 Angiodynamics, Inc. Techniques for irreversible electroporation using a single-pole tine-style internal device communicating with an external surface electrode
WO2018187244A2 (en) 2017-04-03 2018-10-11 Broncus Medical Inc. Electrosurgical access sheath
US9987081B1 (en) 2017-04-27 2018-06-05 Iowa Approach, Inc. Systems, devices, and methods for signal generation
US10617867B2 (en) 2017-04-28 2020-04-14 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to esophageal tissue
WO2019055512A1 (en) 2017-09-12 2019-03-21 Farapulse, Inc. SYSTEMS, APPARATUSES, AND METHODS FOR VENTRICULAR FOCAL ABLATION

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101909649A (zh) * 2007-10-25 2010-12-08 利发利希奥公司 用于治疗哮喘和其他肺病患的组合物和方法
CN102014779A (zh) * 2008-05-09 2011-04-13 创新肺部方案公司 用于治疗支气管树的系统、组件和方法
CN103582463A (zh) * 2011-01-19 2014-02-12 弗拉克泰尔实验室公司 用于组织处理的装置与方法
CN104470454A (zh) * 2012-05-18 2015-03-25 赫莱拉公司 紧凑传送的肺部治疗系统和改善肺部功能的方法
WO2014105964A1 (en) * 2012-12-27 2014-07-03 The General Hospital Corporation Systems and methods for delivering pulsed electric fields to skin tissue

Also Published As

Publication number Publication date
EP4209190A1 (en) 2023-07-12
AU2017289267A1 (en) 2019-01-17
JP2019524396A (ja) 2019-09-05
US20190231425A1 (en) 2019-08-01
EP3474760A1 (en) 2019-05-01
US10702337B2 (en) 2020-07-07
US20200323586A1 (en) 2020-10-15
CN114098949A (zh) 2022-03-01
EP3474760B1 (en) 2023-01-11
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