CN105228545A

CN105228545A - 利用压力元件的多电极对合判断

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Publication number: CN105228545A
Application number: CN201480022664.6A
Authority: CN
Inventors: D·甘农; G·布伦南; D·霍宾斯; B·凯利; S·纳什; N·R·斯里瓦斯塔瓦
Original assignee: Medtronic Ardian Luxembourg SARL
Current assignee: Medtronic Ardian LLC
Priority date: 2013-03-15
Filing date: 2014-03-13
Publication date: 2016-01-06
Anticipated expiration: 2034-03-13
Also published as: WO2014151987A1; US9510773B2; EP3492034A1; EP2967740B1; US11452564B2; CN108498166A; CN108498166B; CN105228545B; US10433905B2; US20140276783A1; US9066726B2; US20170119463A1; US20150335263A1; US20200030028A1; EP2967740A1; ES2718883T3; US20220409271A1

Abstract

一种用于确定能量递送元件的定位的方法和装置包括：在接近血管壁的治疗部位处展开能量递送元件；利用多区域压力感测装置来感测在围绕能量递送元件的多个方向中施加的压力；以及基于在围绕能量递送元件的多个方向中测得的压力确定能量递送元件的取向。

Description

利用压力元件的多电极对合判断

相关申请的交叉引用

该申请要求2013年4月25日提交的当前待审的美国专利申请No.13/870,172的权益，该美国专利申请要求2013年3月15日提交的当前待审的美国临时专利申请No.61/801,890，这些专利的公开内容通过引用整体结合于此。

技术领域

本公开一般涉及神经调制，并且一些实施例涉及用于确定治疗的疗效的测量和度量。更具体地，一些实施例涉及使用压力传感器来确定神经调制设备的定位并且确定肾神经调制治疗的效果。

背景

交感神经系统(SNS)是通常与应激反应相关的主要非自愿的身体控制系统。SNS神经组织存在于人体的几乎每个器官系统中并且可影响诸如光瞳直径，肠能动力、和尿量之类的特性。这种调节可适应性地用于在维持体内平衡或使身体准备对环境因素作出快速反应。然而，SNS的慢性激活是可推动许多疾病状态的演进的常见的适应不良反应。具体而言，肾SNS的过度激活已通过实验和在人类中被标识为对高血压的复杂病理生理学、容量超负荷(诸如，心脏衰竭)的状态、和进行性肾脏疾病的可能的贡献者。例如，放射性示踪剂稀释已经证实患有原发性高血压的患者的肾去甲肾上腺素(“NE”)溢出率增加。

心肾交感神经极度活跃可在患有心脏衰竭的患者中特别明显。例如，经常在这些患者中发现来自心脏和肾脏的夸张NE溢出。升高的SNS激活通常表征慢性和晚期肾病。在患有慢性和晚期肾病的患者中，高于中值的NE血浆水平已被证明是心血管疾病的预测和死亡的若干原因。这对患有糖尿病或对比剂肾病的患者也是正确的。有证据表明，源自患病的肾脏感觉传入信号是对发起和维持升高的中枢交感神经流出的主要贡献者。

神经支配肾脏的交感神经终止于血管、肾小球旁器、和肾小管。对肾脏交感神经的刺激可导致增加的肾素释放、增加的钠(Na⁺)重新吸收、和肾血流量的减少。肾功能的这些神经调节组件在通过提高的交感紧张表征的疾病状态下被大大刺激并且可能促成高血压患者的升高的血压。例如，作为肾交感神经传出刺激的结果的肾血流量和肾小球滤过率的减少很可能是心肾综合征中的肾功能丧失(即，由于慢性心脏衰竭的进行性并发症的肾功能不全)的基础。用于阻碍肾脏传出交感神经刺激的结果的药理学策略包括中枢性交感神经药物、β阻断剂(旨在减少肾素释放)、血管紧张素转换酶抑制剂和受体阻断剂(旨在阻止由肾素释放引起的血管紧张素II和醛固酮激活)和利尿剂(旨在对抗肾交感神经介导的钠和水潴留)。然而，这些药理学的策略有显著限制，包括有限的疗效、依从性问题、副作用及其他。最近，通过向肾动脉中的目标部位施加能量场(例如，经由射频消融)来减少交感神经活动的血管内设备已被证明降低患有难治性高血压的患者的血压。

概述

本技术一般致力于神经(包括神经支配肾脏的神经)的调制。多种技术可用于部分地或完全地使神经通路丧失能力，诸如支配肾脏的那些神经通路。能量到组织的施加可诱发期望的治疗效果。能量可以是，例如，射频能量、机械能、声能、电能、热能等等。能量可经由一个或多个电极或其他能量递送元件被递送至组织。能量递送元件可被设置在支撑结构上，并且支撑结构用于定位用于治疗的能量递送元件。

在各个实施例中，一个或多个压力传感器被提供并毗邻一个或多个能量递送元件设置。压力传感器可用于测量诸多属性，诸如血压、血流量和能量递送元件顶着血管壁的的压力。多区域传感器可用于检测多个方向中的压力。

在其他实施例中，用于神经调制治疗的装置可包括治疗组件，被配置成被递送至血管中的治疗部位；能量递送元件，被设置在治疗组件上并被配置成紧靠血管壁定位以将神经调制能量递送至治疗部位处；以及压力传感器，毗邻能量递送元件而设置并相对于能量递送元件固定并且包括多个压力敏感区域。压力测量电路还可被包括并被耦合至压力传感器并且被配置成确定多个压敏区域中的哪些正经受增加的压力。

在一些实施例中，多个压敏区域可被布置成感测相对于能量递送元件的多个径向方向中的压力。多个压敏区域也可被配置成允许压力传感器对以不同角度施加的压力作出响应，并且该装置可进一步包括压力测量电路，压力测量电路耦合至压力传感器并被配置成确定能量递送元件的对合(apposition)的角度。

在一些应用中，压力传感器可包括第一导电圆环；第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；在第二导电圆环形环上的多个非导电区域，非导电区域绕着第二导电圆环限定多个导电区域。非导电区域可包括设置在第二导电圆环中的槽，以及导电区域可绕着第二导电圆环均匀地间隔开。

压力传感器可包括：第一中空导电构件；第二中空导电构件，同轴地设置在第一导电构件内；在第一导电构件上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第一导电构件的多个导电区域，其中非导电区域包括设置第一导电构件的槽。第一和第二中空导电构件在形状上可以是环形的。

在各个实施例中，能量递送元件可以是RF电极、热元件、冷冻消融元件、微波能量递送元件、光能递送元件、或超声换能器。治疗组件可包括细长支撑结构，配置成在血管中展开时呈现预定的形状，其中能量递送元件可以预定的取向设置在细长支撑结构上，并且其中压力传感器可布置成使得多个压敏区域可被配置成感测围绕能量递送元件的多个方向中的压力。例如，细长支撑结构可以是以螺旋几何形状设置的或设置在导管尖端中的定形(shapeset)线。

在进一步的实施例中，一种用于确定用于神经调制的能量递送元件的定位的方法可包括：在邻近血管壁的治疗部位处展开能量递送元件；利用多区域压力感测装置来感测在围绕能量递送元件的多个方向中施加的压力；以及基于在围绕能量递送元件的多个方向中测得的压力确定能量递送元件的取向。确定取向可包括：测量在多区域压力感测装置中顶着多个压力传感器所施加的压力，每个传感器设置成测量以不同角度撞击在感测装置上的压力；基于测得的压力确定压力感测装置的多个区域中的哪些区域可与血管壁接触；以及基于压力感测装置的哪些区域可接触血管壁的确定来确定能量递送元件的取向。

该方法可包括向操作者提供反馈以基于所感测的压力通知操作者何时形成与血管壁的接触并且通知操作者能量递送元件的取向。

在一些实施例中，多区域压力感测装置可包括：第一中空导电构件；第二中空导电构件，同轴地设置在第一导电构件中；在第一导电构件上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第一导电构件的导电区域。在其他实施例中，多区域压力感测装置包括：第一导电圆环；第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；在第二导电圆环上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第二导电圆环的导电区域。

在又进一步的实施例中，一种用于神经调制治疗的装置可包括：支撑结构，被配置成被递送至血管内的治疗部位；多个能量递送元件，设置在支撑结构上并被配置成紧靠血管壁定位以将神经调制能量递送到治疗部位处；以及多个压力传感器元件，毗邻能量递送元件设置并相对于能量递送元件固定，每个压力传感器元件可包括多个压敏区域。

通过结合作为示例示出根据所公开的技术的实施例的特征的附图，所公开的技术的其他特征和方面在以下详细描述中将变得明显。该概述不旨在限制本文所描述的任何发明的范围，任何发明的范围仅由所附权利要求限定。

附图说明

根据一个或多个各种实施例，本发明是参考附图来详细描述的。附图仅被提供用于说明的目的并且仅描绘本发明的典型或示例实施例。提供这些附图以帮助读者对本文所描述的系统和方法的理解，并且不应当被认为对所要求保护的发明的广度，范围，或适用性的限制。

图1示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的系统。

图2示出了用参考图1描述的系统的实施例调制肾神经的一个示例。

图3示出了定义了肾动脉内处于递送状态下的螺旋形支撑结构的治疗组件的一个实施例的截面图。

图4示出了在肾动脉内处于扩张状态下的图3的示例治疗组件21。

图5是示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的示例压力测量设备的图示。

图6A示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的电连接至测量电路的压力测量设备的示例。

图6B是示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的可用于测量电容的变化的电路的示例的图示。

图6C示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的可用于测量电容的变化的另一示例性电路的图示。

图7A-7D提供了根据本文所公开的技术的实施例的邻近治疗组件而应用一个或多个压力测量设备以提供压力测量的示例。

图8A-8C提供了根据本文所公开的技术的一个实施例的压力测量设备的示例应用。

图9示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的集成在电极中的压力传感器的示例的图示。

图10A是示出了具有多个能量递送元件的支撑结构的示例的图示。

图10B是示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的示例的图示，在该示例中多个压力测量设备设置在支撑结构上并且邻近多个电极。

图11提供了根据本文所公开的技术的一个实施例的围绕支撑结构周向地安装的压力测量设备的截面图。

图12是示出了根据本文所公开的技术的一个实施例的用于使用压力传感器来确定放置的示例过程的操作流程图。

图13是示出了根据本文所描述的系统和方法的一个实施例的用于使用反馈来确定治疗的效果的示例过程的图示。

图14示出了可用于实现本文所公开的系统和方法的实施例的各个特征的计算模块的示例。

图15示出了组成交感神经系统从而允许脑部与身体通信的神经的网络。

图16示出了肾脏，肾脏由与肾动脉密切相关的肾丛(RP)神经支配。

图17A和17B示出了(经由中枢神经系统)从肾脏到脑部和从肾脏到另一肾脏的传入通信。

图18A示出了人类动脉血管。

图18B显示了人类静脉血管。

这些图不旨在穷举或将本发明限制为所公开的精确形式。应当理解，可实践本发明并进行修改和更改，并且本发明仅通过权利要求及其等价方案来限制。

详细描述

本技术一般致力于神经(包括神经支配肾脏的神经)的调制。多种技术可用于部分地或完全地使神经通路丧失能力，诸如支配肾脏的那些神经通路。将能量(例如，射频能量、机械能、声能、电能、热能等)有目的地施加至组织可诱发肾动脉的局部区域和肾丛(RP)的相邻区域上的一个或多个期望的热加热效应，肾丛(RP)紧密地位于肾动脉的动脉外膜内或接近肾动脉的动脉外膜。例如，能量的有目的的施加可实现沿着肾丛(RP)的所有或一部分的神经调制。

本文中参考附图描述了本技术的若干实施例的具体细节。虽然本文中关于冷冻治疗、基于电极、基于换能器、和基于化学制品的方法描述了许多实施例，但除本文所描述的那些之外的其他治疗形态也在本技术的范围内。此外，本技术的其他实施例可具有与本文所描述的那些不同的配置、部件、或过程。例如，其他实施例可包括本文中所描述的那些以外的附加的元件和特征或没有本文中所示和所描述的若干元件和特征。一般而言，除非上下文另有说明，本公开内的术语“远端”和“近端”涉及相对于操作者或操作者的控制设备的位置。例如，“近端”可指的是更靠近操作者或操作者的控制设备的位置，以及“远端”可指的是离操作者或操作者的控制设备更远的位置。本文所提供的标题仅是为了方便起见。

I.肾神经调制

肾神经调制是神经支配肾脏的神经的局部或完全失能或其他有效破坏。具体而言，肾神经调制包括抑制、减少、和/或阻断沿着支配肾脏的神经纤维(即，传出/或传入神经纤维)的神经通信。这种丧失能力可以是长期的(例如，永久的或为期几个月、几年、或几十年)或短期的(例如，为期几分钟、几小时、几天、或几星期)。肾神经调制预期有效地治疗通过增加的整体交感神经活动表征的若干临床病症，并且具体地与中枢交感神经过度刺激相关联的病症，诸如，高血压、心脏衰竭、急性心肌梗塞、代谢综合征、胰岛素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性和终末期肾脏疾病、在心脏衰竭中的不适当的液体潴留、心肾综合征和猝死。传入神经信号的减少有助于交感神经紧张/冲动的全身性减少，以及肾神经调制预期有用于治疗与全身交感神经过度活跃或极度活跃相关联的若干情况。肾神经调制可潜在地有益于由交感神经进行神经支配的各种器官和身体结构。例如，中枢交感神经冲动的减少可减少折磨患有代谢综合征和II型糖尿病的患者的胰岛素抗性。

多种技术可用于部分地或完全地使神经通路丧失能力，诸如支配肾脏的那些神经通路。通过能量递送元件将能量(例如，电能、热能)有目的地施加至组织可诱发肾动脉的局部区域和肾丛(RP)的相邻区域上的一个或多个期望的热加热效应，肾丛(RP)紧密地位于肾动脉的动脉外膜内或接近肾动脉的动脉外膜。例如，能量的有目的的施加可实现沿着肾丛(RP)的所有或一部分的神经调制。

热学加热效应可包括热消融和非消融热蚀变(thermalaltermation)或损伤(例如，经由持续加热和/或电阻加热)。期望的加热效果可包括将靶标神经纤维的温度升高至期望阈值以上以实现非消融的热蚀变或更高的温度以上以实现消融热蚀变。例如，目标温度可高于身体温度(例如，大约37℃)但小于大约45℃以用于非消融热蚀变，或目标温度可约45℃或45℃以上以用于消融热蚀变。

更具体地，暴露至超过约37℃的体温但低于约45℃的温度的热能(热量)可经由对目标神经纤维或灌注目标纤维的血管结构的适度加热诱发热蚀变。在其中影响血管结构的情况下，拒绝对目标神经纤维的灌注，该灌注会导致神经组织坏死。例如，这可诱发纤维或结构中的非消融热变化。暴露至高于约45℃或高于约60℃的温度的热量可经由对纤维或结构的大量加热诱发热蚀变。例如，这种更高的温度可热消融目标神经纤维或血管结构。在一些患者中，可期望实现热消融目标神经纤维或血管结构但小于约90℃、或小于约85℃、或小于约80℃、和/或小于约75℃的温度。不论用于诱发热神经调制的热暴露的类型，都预期肾交感神经活动(“RSNA”)的减少。

II.治疗系统的所选实施例

图1示出了根据本技术的实施例的系统1。系统1包括肾神经调制系统10(“系统10”)。系统10包括可操作地耦合至能量源或控制台26的血管内或腔内治疗设备12。能量源或控制台26可包括，例如，RF能量发生器、冷冻治疗控制台、超声信号发生器或其它能量源。能量源或控制台26还可包括用于化学制品的神经调制的药物或其他物质的源。在图1所示的实施例中，治疗设备12(例如，导管)包括具有近端部分18的细长轴16、在近端部分18的近端区域中的手柄34、和相对于近端部分18远端地延伸的远端部分20。治疗设备12进一步包括包括在轴16的远端部分20处的治疗组件或治疗段21。治疗组件21可包括神经调制组件(例如，致动器(诸如，一个或多个电极或能量递送元件)、冷冻治疗冷却组件等)。治疗组件21可实际上包括配置成产生治疗有效的神经调制的任何合适的能量递送设备，诸如冷冻治疗导管、单或多电极神经调制设备、或超声换能器。

如以下进一步详细解释的，并且如图1的插图所示的，在一些实施例中的治疗组件21可包括两个或多个电极或能量递送元件24的阵列，两个或多个电极或能量递送元件24的阵列配置成以低剖面配置被递送至肾血管(例如，肾动脉)。在递送至肾血管内的目标治疗部位时，治疗组件21被进一步配置成被展开到扩张状态(例如，如插图中所示的通常螺旋形或螺旋配置)以用于将能量递送至治疗部位并提供治疗有效的电和/或热诱发的肾神经调制。替代地，展开状态可以是非螺旋形的，只要展开状态将能量递送至治疗部位。

在一些实施例中，治疗组件21可经由远程致动(例如，经由致动器36，诸如，旋钮、按钮、销、或由手柄34携载的杆)被置于或转换成展开状态或布置。然而，在其他实施例中，治疗组件21可利用其他合适的机制或技术在递送和展开状态之间转换。

治疗组件21的近端通过细长轴16的远端部分20携载或被固定至细长轴16的远端部分20。治疗组件21的远端可用例如无创伤圆形尖端或盖来终止。替代地，治疗组件21的远端可被配置成接合系统10或治疗设备12的另一元件。例如，治疗组件21的远端可定义用于接合引导线(未示出)以用于利用导丝推送(“OTW”，over-the-wire)或快速交换(“RX”)技术递送治疗设备的通道。

能量源或控制台26被配置成生成用于经由治疗组件21递送至目标治疗部位的所选形式或幅度的能量。特别地，在一些实施例中，RF能量发生器可被配置成生成用于经由能量递送元件24递送至目标治疗部位的所选形式和幅度的能量。能量发生器26可经由电缆28电耦合至治疗设备12。至少一个供电线(未示出)沿着细长轴16或穿过细长轴16中的内腔传送至能量递送元件24并将治疗能量传输至能量递送元件24。在一些实施例中，每个能量递送元件24包括其自身的供电线。然而，在其他实施例中，两个或两个以上能量递送元件可电耦合至相同的供电线。

控制机制(诸如，脚踏板32或其他操作者控制)可连接(例如，气动连接或电连接)至控制台26以允许操作者发起、终止和/或，可选地，调节能量发生器的各种操作特性，包括，但不限于，功率递送。

系统10还可包括远程控制设备(未示出)，远程控制设备可位于无菌区并且可操作地耦合至治疗组件21。远程控制设备可被配置成允许治疗组件21的选择性激活，诸如选择性地关闭和打开能量递送元件24。例如，远程控制设备可被配置成允许操作者发起、终止和/或，可选地，调节能量发生器的各种操作特性。在一些实施例中，控制机构(未示出)可内置于手柄组件34中，从而允许操作者通过手柄组件34上的按钮、开关或其他机构的致动进行操作。

在一些实施例中，系统10可被配置成经由能量递送元件24提供单极电场的递送。在此类实施例中，中性或分散电极38可电连接至能量发生器26并且附连至患者的外部(如图2所示)。此外，一个或多个传感器(未示出)(诸如，一个或多个温度(例如，热电偶、热敏电阻等)、阻抗、压力、光学、流量、化学或其他传感器)可位于接近能量递送元件24或位于能量递送元件24内并连接至一个或多个供电线(未示出)。例如，可包括总共两根供电线，其中两根线都可用于传输来自传感器的信号并且一根线可具有双重用途并且还向能量递送元件24递送能量。替代地，可使用不同数量的供电线来向能量递送元件传输能量。

能量源26可被配置成在自动化控制算法30的控制下、在临床医生的控制下、或经由它们的组合递送治疗能量。此外，能量源控制台26可包括一个或多个评估或反馈算法31，一个或多个评估或反馈算法可被配置成接受信息并在治疗(例如，神经调制)之前、期间和/或之后向临床医生提供反馈。反馈可以声音、视觉或触觉反馈的形式被提供。反馈可基于来自监测系统(未示出)的输出。监测系统可以是包括与治疗设备12集成的传感器或其他监测设备、与治疗设备12分离的传感器或其他监测设备、或它们的组合。监测系统的监测设备可被配置成测量治疗部位处的情况(例如，被治疗的组织的温度)、全身性情况(例如，患者生命体征)、或与治疗或患者的健康和安全密切相关的其他条件。

能量源26可进一步包括可包括处理电路的设备和模块，诸如一个或多个微处理器和相关联的存储器。处理设备可被配置成执行与控制算法30、评估/反馈算法31和设备的其他功能有关的存储的指令。能量源26可被配置成与治疗设备12通信(例如，经由电缆28)以控制神经调制组件和/或将信号发送至监测系统或从监测系统接收信号。显示器33可配置成提供功率水平或传感器数据(诸如，声音的、视觉的、或其他指示)的指示，或可配置成将信息传送至另一设备。例如，控制台26还可可操作地耦合至导管实验室屏幕或用于显示治疗信息(例如，在治疗之前和之后的神经活动、消融的效果、消融神经组织的疗效、创口位置，创口尺寸等)的系统。

能量源或控制台26可被配置成控制、监测、供应或以其他方式支持治疗设备12的操作。在其他实施例中，治疗设备12可以是自包含的(self-contained)和/或以其他方式配置用于在不连接至能量源或控制台26的情况下进行操作。如图1的示例所示的，能量源或控制台26可包括具有显示器33的主外壳。

而且，能量源或控制台26可被配置成例如经由电缆28与治疗设备12通信。例如，治疗设备12的治疗组件21可包括传感器(未示出)(例如，记录电极、温度传感器、压力传感器、或流速传感器)和配置成将信号从传感器携载至手柄34的传感器引线(未示出)(例如，电引线或压力引线)。电缆28可被配置成将信号从手柄34携载至能量源或控制台26。

能量源或控制台26取决于治疗设备12的治疗形态具有不同的配置。例如，当治疗设备12配置用于基于电极或基于换能器的治疗时，能量源或控制台26可包括能量发生器(未示出)，能量发生器被配置成生成RF能量、脉冲RF能量、微波能量、光能、聚焦超声能量(例如，高强度聚焦超声能量)、直接热能、或另一合适类型的能量。在一些实施例中，能量源或控制台26可包括RF发生器，RF发生器可操作地耦合至治疗组件21的一个或多个电极(未示出)。

作为进一步示例，在其中治疗设备12被配置用于深冷治疗的治疗的实施例中，能量源或控制台26可包括制冷剂容器(未示出)并且可被配置成将制冷剂(例如，以液相或基本上液相的加压的制冷剂)供应给治疗设备12。类似地，在治疗设备12被配置用于基于化学制品的治疗的实施例中，能量源或控制台26可包括化学制品容器(未示出)并且可配置成将化学制品供应给治疗设备12。在一些实施例中，治疗设备12可包括适配器(未示出)(例如，鲁尔锁(luerlock))，适配器被配置成可操作地耦合至注射器(未示出)。适配器可流控地连接至治疗设备20的内腔(未示出)，并且注射器可被用于例如手动地将一个或多个化学制品递送至治疗位置，将材料从治疗位置撤回、对治疗组件21的球囊(未示出)进行充气、使治疗组件21的球囊放气、或用于另一合适的目的。在其他实施例中，能量源或控制台26可具有其他合适的配置。

图2示出了通过系统10的实施例调制肾神经的一个示例。在该实施例中，治疗设备12提供通过血管内路径(P)(诸如在股骨(示出)、臂、桡骨或腋动脉中的经皮访问部位到相应的肾动脉(RA)内的目标治疗部位)对肾丛(RP)的访问。如所示的，轴16的一段近端部分18被暴露在患者外部。通过从血管内路径(P)外操纵轴16的近端部分18，临床医生可使轴16穿过有时弯曲的血管内路径(P)前进并远程地操纵轴16的远端部分20。图像引导(例如，计算机断层扫描(CT)、荧光镜检查、血管内超声(IVUS)、光学相干断层扫描(OCT)、或另一合适的引导形式、或它们的组合)可用于帮助临床医生的操纵。而且，在一些实施例中，图像引导部件(例如，IVUS、OCT)可被并入治疗设备12自身中。

在治疗组件21被适当地定位在肾动脉(RA)中之后，治疗组件21可利用手柄34或其他合适的装置径向扩张或以其他方式展开直到神经调制组件(例如，能量递送元件24)被定位在目标部位处并且与肾动脉(RA)的内壁稳定接触。来自神经组件(例如，来自能量递送元件24)的能量有目的的应用然后被施加至组织以诱发肾动脉的局部区域和肾丛(RP)的相邻区域上的一个或多个期望的神经调制效应，肾丛紧密地位于肾动脉(RA)的动脉外膜内、毗邻肾动脉(RA)的动脉外膜、或很接近肾动脉(RA)的动脉外膜。例如，能量的有目的的施加可实现沿着肾丛(RP)的所有或至少一部分的神经调制。

神经调制效果通常是功率、时间、能量递送元件24和血管壁之间的接触、以及通过血管的血流量至少部分的功能。神经调制效应可包括去神经支配、热消融和非消融热蚀变(thermalaltermation)或损伤(例如，经由持续加热和/或电阻加热)。

治疗组件21的能量递送元件可接近、毗邻或由支撑元件携载(例如，附连至支撑结构、螺纹在支撑结构上，缠绕在支撑结构上、和/或折边至支撑结构)。在一些实施例中，治疗组件21限定基本螺旋形的支撑结构，基本螺旋形的支撑结构可在低剖面或收缩(collapsed)状态下被递送至治疗部位，并在治疗部位处扩张以沿着螺旋形路径接触肾动脉。螺旋形支撑结构的一个示例包括缠绕在中央内腔周围的预成形螺旋形段。拉直的(straightening)引导线可被提供并被插入到内腔中以迫使螺旋形段成为拉直的递送配置。引导线的撤回允许螺旋形段扩张以与血管壁接触。

图3和4示出了其中支撑结构是螺旋形配置的示例实施例。图3是示出了限定肾动脉RA内的在递送状态(例如，低剖面或收缩配置)下的螺旋形支撑结构的治疗组件21的一个实施例的截面图。图4示出了治疗组件21在肾动脉RA内在扩张状态(例如，扩张或螺旋形配置)下的治疗组件21的该示例。

首先参照图3，治疗组件21的递送布置限定了围绕组件的纵轴A-A的低剖面，使得治疗组件21的横向尺寸足够小以限定动脉壁55和治疗设备12之间的间隙距离。递送状态促进治疗设备12的插入和/或移除，和治疗组件21在肾动脉RA内的重定位(如果需要的话)。在收缩配置中，例如，支撑结构22的几何形状促进治疗组件21穿过引导导管90移动至肾动脉RA中的治疗部位。

在将治疗组件21置于在肾动脉RA中之后，治疗组件21从其递送状态转换至其展开状态或展开布置。如图4所示，治疗组件21在肾动脉RA中扩张，使得能量递送元件24与肾动脉壁55接触。在一些实施例中，远端部分20的操纵还促进能量递送元件24和肾动脉的壁之间的接触。

组件的对齐可包括能量递送元件24的几何方面与肾动脉壁55的对齐。例如，在其中能量递送元件24是具有圆形端部的圆柱形形状的实施例中，对齐可包括单独的能量递送元件24的纵向表面与动脉壁55的对齐。在另一示例中，实施例可包括具有结构化的形状或非活性(inactive)表面的能量递送元件24，以及对齐可包括对齐能量递送元件24，使得结构化形状或非活性表面不与动脉壁55接触。在又一另一示例中，实施例可包括具有相对平面的能量递送表面的能量递送元件24，以及对齐可包括对齐能量递送元件24使得平面能量递送表面与动脉壁55稳定接触。

在2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,360、2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,361和2011年10月25日提交的美国专利申请No.13/281,395中更详细地描述了适用于所公开的技术的螺旋形支撑结构22的示例，这些美国专利申请的每一个通过引用整体结合于此。

在螺旋形配置中的扩张的治疗组件21的一个特征在于，与螺旋形结构相关联的能量递送元件24可放置成与血管壁稳定接触以可靠地创建一致的创口。可通过一个或多个压力传感器在活体内评估螺旋形支撑结构22的取向和压力，如以下更充分讨论的。

在各个实施例中，一个或多个传感器可包括有支撑结构22或设置在支撑结构22上以在肾神经调制之前、期间和之后感测情况。例如，可包括压力传感器、温度传感器、流量传感器等等。在一些实施例中，例如，多区域压力传感装置可用于测量以不同角度撞击到设备上的压力。这种多区域压力感测装置可包括围绕中枢体设置的多个单独的压力传感器(或不同压力感测区域)，使得每个传感器(例如，区域)测量以不同角度撞击在设备上的压力。现描述了血管内压力测量设备的一些示例。

图5中示出了一个这种示例性设备。图5所示的压力测量设备70包括两个圆环72、74，两个圆环72、74以同轴配置组装，从而形成中空的圆柱形单元。内圆环72由导电材料形成连续或基本连续的圆环构成。外圆环74也由导电材料形成具有大于内圆环的直径的直径的圆环构成。内和外圆环72、74彼此间隔距离D。在一个实施例中，距离D对于圆环72、74的圆周是恒定的，但在其他实施例中，距离D可不同。圆环72、74之间的空间填充有可压缩的材料，使得施加在外圆环74上的压力可引起外圆环74变形，从而缩小内和外圆环72、74之间的距离D。如以下更充分描述的，内和外圆环72、74起电容器的板的作用。因此，设置在内和外圆环72、74之间的可压缩材料可被选择具有合适的电介质性质。在一个实施例中，空气是用于填充内和外圆环72、74之间的空间的可压缩流体，然而，可使用其他可压缩电介质，包括例如弹性材料。在使用空气的情况下，可在内和外圆环72、74之间包括非导电间隔区(spacer)以防止这些环电短路。在一些实施例中，间隔区围绕内和外圆环72、74的边缘定位，以便不抑制外圆环74的压缩。

可用于内和外圆环72、74的导电材料的示例包括Cu、Ag、Au、NiTi、和TiN。多种导电材料中的任一个可用于制造内和外圆环72、74，然而，对于血管内应用，优选具有良好生物相容性的材料。

虽然在该示例中压力感测装置的导电板被示为圆柱形，但可使用其他中空形状。例如，可使用四边或六边同心中空构件，从而分别创建四个或六个电容区域。

在图5所示的示例实施例中哦你，外圆环74也包括槽75A、75B。槽75A、75B限定其间的区域76A。在一个实施例中，外圆环74包括四个槽，但可提供更少或更多数量的槽。例如，在一些实施例中，提供两个槽，从而将外圆环74分隔成两个隔开的区域。在其他实施例中，提供五个或五个以上槽，从而将外圆环74分别分隔成五个或五个以上区域。槽将外圆环74分成多个隔开的导电区域，从而限定隔开的电容元件或板。例如，在图5中的外圆环74包括四个槽(在图5中仅其中的两个可见)的实施例中，限定了四个隔开的导电区域76A、76B、76C、76D，从而创建其电容可随压力单独变化的四个电容器。

每个区域的电容由如下给出：

C = \frac{ϵ_{r} ϵ_{0} A}{D}

其中A是板的面积，D是板之间的距离，ε_r是板之间的电介质材料的相对介电常数，以及ε₀是自由空间的介电常数(ε₀≈8.854×10^-12·F/m)。

对于图5所示的传感器，面积A大约是两个槽之间的外圆环74的面积(例如，在图5中面积A可见)。因为面积和介电常数是已知的，可测量设备的电容以确定板之间的距离D。设备可被校准并且所确定的距离D用于确定施加至外圆环74的外部压力的量。

虽然在一些实施例中可使用绝对压力测量，但为了其他实施例的目的，测量相对压力变化是重要的。可通过测量电容的变化确定相对压力变化。基于对应于板间隔D变化的环的区域的电容变化来感测外圆环74上的压力变化。压力的物理变化使间隔距离D改变量Δ。例如，可由血压的变化、或通过将环紧靠血管壁或其他组织定位而发生此类变化。当发生此类变化时，电容从：

C = \frac{ϵ_{r} ϵ_{0} A}{D}

变成

C = \frac{ϵ_{r} ϵ_{0} A}{D + Δ}

因此，测量电容的变化可提供关于设备的定位和血压的变化的信息。值得注意的是，因为内和外圆环72、74的面积保持恒定，并且间隙中的材料的介电常数也保持恒定，因此电容的任何变化可归因于内和外圆环72、74之间的距离D的改变。因此，以上方程可简化为：

C &Proportional; \frac{1}{D}

如上所述，可在外圆环74中提供多个槽以提供围绕圆柱的圆周的多个单独的电容器。图6A示出了压力测量设备70的示例，压力测量设备70具有四个槽75(在图示中仅可看到其中的两个75A、75B)、形成四个电容元件的板的四个区域76(在图示中仅可看到其中的三个76A、76B、76C)、和测量电路95。测量电路95可利用图6B和6C所示的电路实现，然而，在其他实施例中，可使用其他测量电路。

在图6A所示的示例中，存在四个导电路径82A、82B、82C和82D，各导电路径连接其对应的电容元件的相应的外板76A、76B、76C、76D。提供开关83以选择性地将四个电容元件中的一个切换至测量电路95。开关可被手动地致动或它们可通过算法(例如，通过评估/反馈算法30)控制来选择测量哪个电容元件。在另一实施例中，可提供多个测量电路以允许在不需要切换的情况下同时测量电容元件。

图6B示出了可用于测量电容C的变化的示例性简化电路的图示。现参照图6B，在该示例中，可提供微控制器85来生成方波。可通过滤波器86过滤方波输出来生成正弦信号。可使用其他信号发生器来生成正弦信号。通过复用器83将待测量的电容器(例如，由传感器70测量)切换到放大器电路87中。切换到放大器电路87中的电容的值影响输出正弦信号的幅度。整流器88对正弦曲线进行整流以向积分器89提供正幅度信号V_IN。积分器89在经整流的信号的N个周期上对电容器C_f充电并输出对应于压力值的电压V_OUT。具体地，

V_{O U T} = - \frac{1}{R_{i} C_{f}} &Integral; V_{I N} d t

图6C是示出了可用于测量电容C的变化的另一示例性简化电路的图示。该示例使用在稳定模式下作为振荡器进行操作的555定时器IC93，但可使用其他振荡器电路。在90处示出了由间隔距离D的内和外圆环72提供的可变电容器。在该示例中，使用单个定时器电路来生成用于对电容器90充电和放电的信号。由通过电阻器R1和R2施加的电压来对电容器90充电。电阻器90经由放电引脚DIS通过电阻器R2放电。当电容器90充电并且电容器90上的电压大于控制电压(可利用555IC93由控制电压引脚CTRL控制该控制电压)时，输出OUT转变至低状态并且电容器经由放电引脚DIS通过电阻器R2放电。当电容器90上的电压下降到低于某一阈值(例如，控制电压的1/2)时，施加至IC93的触发引脚TR的该电压使输出OUT转变为高并且开始新的时序间隔。因此，输出引脚OUT生成方波输出，方波输出的频率f因变于电容90和电阻R1和R2而不同。具体地，输出信号的频率f由如下方程给出：

f = \frac{1}{C * (R 1 + 2 R 2) * \ln (2)}

因此，微控制器或其他计算模块可用于测量输出信号的频率f和确定电容器90的电容。值得注意的是，虽然在该范例电路中内圆环72被显示为连接至接地GND，但本领域的普通技术人员在阅读该描述将理解，可调换内和外圆环72、74的极性。

治疗设备12或治疗组件21可提供有一个或多个压力测量设备70以测量绝对压力或压力的变化。图7A-7D提供了使用接近治疗组件21的一个或多个压力测量设备(例如，电容设备)70来提供压力测量的示例。图7A示出了接近球囊118的压力测量设备70。球囊118可以是可用于冷冻治疗的冷冻消融球囊。球囊118还可以是，例如，配置成定位用于RF消融的电极的球囊、具有设置在其表面上的电极的球囊、用于放置支架的球囊、用于清除阻塞的球囊、或用于治疗的其他治疗性球囊。图7B示出了接近引导导管119的远端的压力测量设备70。导管119可以是多个不同类型的导管中的任一个。图7C示出了定位在球囊118的远端和近端两者上的压力测量设备70。例如，可使用图7C中的配置来确认血管中的阻塞的产生。图7D示出了接近RF消融设备120的远端的压力测量设备70。在该示例中RF消融设备120包括柔韧的尖端121和用于将RF能量递送至治疗部位的RF探头122。图7D所示的配置可用于在RF消融期间提供实时血压监测。

图8A-8C提供了压力测量设备70的原位(insitu)应用。图8A示出了示例，在该示例中球囊118位于肾动脉RA中以及压力测量设备70被提供来测量肾动脉RA中的血压。球囊118可以是，例如，用于神经调制的球囊(诸如，冷冻消融球囊)、具有用于将RF能量递送至组织的球囊、或配置用于神经调制的其他球囊。

图8B示出了示例，在该示例中提供了两个压力测量设备70，在肾动脉RA中被充气的球囊118的每一端处各有一个。压力测量设备70测量在球囊118的每一端处的血压。球囊118的远侧上的显著较低的血压的测量指示相当大的阻塞。图8C示出了示例，在该示例中压力测量设备70被包括在RF消融设备中以在肾动脉RA中的肾神经手术期间和紧接之后测量血压。由于这些实施例用于说明，存在在治疗组件21处或接近治疗组件21处提供一个或多个压力测量设备的许多应用。

在其他实施例中，一个或多个压力测量设备70可与用于向肾神经递送RF能量的一个或多个电极(或其他递送设备)对合(collocated)。考虑其中一个或多个电极设置在用于紧靠目标组织放置的导管上的示例。一个或多个电极可被定位在导管尖端上以用于向治疗部位递送。在其他实施例中，一个或多个电极可定位在定形递送设备(例如，NiTi线)上，当扩张时，形成其形状以紧靠动脉壁定位。作为又一进一步的示例，在其上安装一个或多个电极的定形递送设备可以是螺旋形支撑结构22，诸如如图3和4中所描述的。在其他实施例中，一个或多个电极可安装在用于紧靠目标组织放置的其他结构上。

在RF肾神经调制的情况下，电极定位旨在使一个或多个电极与动脉壁充分接触，使得RF能量可被适当地递送至肾神经。然而，可能难以确定支撑结构22是否适当扩张以及是否通过支撑结构22形成与动脉壁的充分接触(因此，形成电极24与动脉壁的充分接触)。因此，一个或多个压力测量设备70可设置在导管上(或支撑结构22上)并用于检测或测量肾神经调制电极的正确对合。

图9是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的集成在电极内的压力传感器的示例的图示。现参照图9，电极24具有导电外表面91和中空内部主体区域。触头(contact)93电连接至能量源或控制台26并将RF能量(在RF神经调制的情况下)耦合至电极24。提供围绕电极24的内圆周或周界的绝缘层94。压力传感器元件设置在绝缘层94内以使压力传感器元件与电极主体电绝缘。

在所示的示例中，多区域、环形电容传感器被用作压力传感器。外导电表面93环绕内导电表面97并且在两个导电表面96、97之间具有间隔(gap)。内导电表面被开槽或以其他方式分隔以围绕内导电表面97创建不同的导电区域。类似于图5和6A所示的实施例，内和外导电表面96、97可由彼此同轴设置的圆柱形导体构成。与图5和6A所示的实施例不同，内导电表面97被开槽，以及外导电表面96形成连续的圆柱形导体，然而该配置可调换。槽将导电表面97分成多个区域。图9的示例包括四个区域，但在图中仅三个可见。

四条导电路径102A、102B、102C和102D各电连接内导电表面97的其相应区域。提供开关103以选择性地将四个电容元件中的一个切换至测量电路95。开关可被手动地致动或它们可通过算法(例如，通过评估/反馈算法30)控制来选择测量哪个电容元件。在另一实施例中，可提供多个测量电路以允许在不需要切换的情况下同时测量电容元件。

在各个实施例中，外导电表面96可以是连续的，使得仅需要来自表面96的一个引线104来测量区域的电容。在其他实施例中，外导电表面96可被分段成定于内导电表面97的区域的不同部分或区域。

图10A是示出了具有多个能量递送元件24的预成形的支撑结构22的示例的图示。支撑结构22可以是例如导管尖端、定形线(例如，以螺旋形或其他几何形状定形)、或用于放置和/或支撑能量递送元件24的其他结构。为了清楚说明起见，示出了以细长配置的支撑结构22，然而，本领域的普通技术人员在阅读本描述之后将理解，当扩张时，支撑结构22可采用期望的形状(例如，螺旋形形状)以使电极24接触动脉壁。例如，可利用参考图3和4描述的螺旋形结构来实现支撑结构22。

由于通过导丝推送和引导线导管(例如，经由感觉或荧光镜检查)提供的反馈一般不足以通知临床医生是否形成电极与动脉壁良好且合适的接触，因此附加的反馈机制可能是有益的。同样地，由于在一些实施例中，电极可设置在支撑结构22的一侧上，因此对扩张支撑结构22的取向的了解可能是重要的。因此，在各个实施例中，一个或多个压力测量设备70可设置在支撑结构22上并且接近电极24以提供对支撑结构22的位置感测，并因此提供对电极24的位置感测。

图10B是示出示例的图示，在该示例中多个压力测量设备70设置在支撑结构22上并且接近多个电极24。在图10B所示的示例中，压力测量设备70设置在相邻的电极24之间。在使用电容压力测量设备70的情况下，压力测量设备70经由护套132与动脉壁电绝缘。护套132被提供成阻止动脉壁影响压力测量设备70的电容。此外，包括控制线(未示出)以提供刺激电极24所需的RF信号，并且包括感测线(未示出)以将压力测量设备70的导电表面电连接至测量电路(例如，在图6A所示的实施例中的导线82)。在其他实施例中，压力测量设备70包括测量电路和用于将压力测量值传输至监测系统的无线发射机。

在图10B中所示的示例包括沿着所示的支撑结构22的部分分布多个电极24。该示例进一步显示了设置在每个相邻的电极24对之间的压力测量设备70。在各个实施例汇总，一个或多个压力测量设备70毗邻电极24设置或设置在电极24内(例如，图9)。使一个或多个测量设备70紧邻电极24放置允许压力测量设备70用于在减少或消除支撑结构24中的任何扭转的影响的同时感测电极的位置和取向。虽然图10B的示例显示了沿着段的整个长度密集间隔开的电极和压力测量设备70，但可使用其他间距。例如，电极和一个或多个相邻的压力测量设备70可围绕螺旋形支撑结构22以四分之一圈间隔、半圈间隔、全圈间隔、或在其他间距间隔间隔开。

现就图5和6A所示的示例压力测量设备的方面描述了图10B的示例。电容压力测量设备(如以上在图5和6A中所描述的)可被分成围绕设备的多个区域。因此，可单独地测量设备的每个区域的电容，并因此可单独地测量施加至设备的每个区域的压力。通过测量给定区域的电容、区域之间的相对电容、或一个或多个区域的电容的变化，监测系统(例如，通过评估/反馈算法30)可确定压力是否被施加至特定压力测量设备70的特定区域。在血管中展开和放置期间，压力测量设备70的特定区域中的超过标称压力的增加的压力可指示设备的特定区域接触血管壁。超过标称、或绝对电容的电容的变化的测量值可给出施加在血管壁上的压力的量。同样地，超过设备的其他区域的第一区域的增加的压力的感测可指示第一区域接触血管壁。

考虑图11的示例，图11是显示了围绕预成形线130周向安装的压力测量设备70。在该示例中，电极24设置在导线130的表面上。而且在该示例中，在压力测量设备70的外表面74中存在四个槽75(未示出)，从而有效地将压力测量设备70分成四个区域。这四个区域被标记为区域1、区域2、区域3和区域4。因此，压力测量设备70有效地包括4个电容元件、每个电容元件对应于一个区域，其电容可被单独地测量以检测施加在每个区域中的压力(如果有的话)。

在该配置的示例应用中，将期望，支撑结构22被定位成使得电极24的外表面25与血管壁接触。因此，在放置设备为手术作准备期间，系统被配置成寻找区域1中的足够的压力以指示电极24的表面25与血管壁适当接触。同样地，监测系统(例如，通过评估/反馈算法30)可用于检测区域1中的合适的压力并警告临床医生何时取得适当的放置。听觉、视觉、或触觉反馈可被用于提供指示适当放置的期望的警报。

同样地，监测系统可用于检测其他区域(例如，区域2、区域3、或区域4)中的一个接触血管壁。如果压力测量指示其他区域中的一个或多个接触血管壁而不是区域1，则监测系统可向临床医生提供形成接触但对齐或取向关闭的指示。系统可被进一步配置成指示临床医生哪一区域形成接触，因此临床医生可确定需要什么调节来实现电极24的适当接触。例如，如果系统确定与区域4形成接触，则系统可警告用户区域4接触血管壁并且命令用于使结构的取向逆时针旋转90度。如这所示，压力传感器的各个区域的压力测量可用于确定电极定位和取向。具体地，测量可指示期望的表面25是否接触血管壁和电极24是否平放在组织上。测量还可指示电极24是否定位在其边缘上或以其他方式没有适当地定向。由于压力测量可用于确定支撑结构22和电极24相对于血管壁的取向，因此可向临床医生提供在显示屏(例如，显示器33)上显示设备的取向的视觉显示。通过该视觉信息，临床医生可确定如何调节设备的取向以获得适当的接触。

在使用多个压力测量设备70的实施例的情况下，类似的定位反馈机制可用于多个设备的每一个。因此，通过此类实施例，临床医生可确定电极与目标的物理接触的存在和质量。

而且，由于存在多个区域，因此以这种方式配置的压力测量设备70可用于感测期望的区域相对于血管壁的放置，并且用于经由其他区域中的一个或多个感测患者血压。因此，同时或连续的测量可被用于确定放置并用于通过测量设备70测量患者血压。

在一些实施例中，阻抗传感器与压力传感器结合使用以提供定位反馈。由于血液的阻抗与组织的阻抗不同，因此当电极形成与组织的接触时，在电极处测得的阻抗将升高。因此，阻抗可用于通过测量随着电极从血液池到组织的阻抗的升高来测量接触。然而，阻抗的升高值可基于诸如组织类型、患者解剖、不同的血流量等的因素而不同。因此，难以选择在患者中普遍使用的阈值来单独通过阻抗来确定接触。因此，在一些实施例中，阻抗和压力传感器用于提供相对于组织的定位反馈。现在简单示例的情境下描述此。考虑可扩张以接触血管壁的螺旋形支撑结构的示例。当设备定位在动脉中时，但在其扩张或展开之前使得电极不形成与组织的接触，产生参考阻抗和压力测量值并记录结果。当螺旋形结构被扩张时，监测压力。当压力传感器指示压力的增加时，这信号通知支撑结构的接触。取决于压力传感器与电极的接近度，这也可提供电极接触的一些指示。然而，由于多个压力传感器邻近电极并且它们不占据相同的空间，因此传感器接触不保证存在电极接触。因此，可通过阻抗测量来确认电极接触。具体地，也可检查阻抗并且将阻抗与参考阻抗测量相比较。阻抗中的阻抗变化(例如，升高)(可例如通过测量返回的电流来测量)给出电极本身形成接触的指示。因此，使用阻抗和压力测量两者可向临床医生提供有关电极接触的附加消息。

图12是示出了根据本文所描述的技术的一个实施例的用于使用压力传感器来确定放置的示例过程的操作流程图。现参照图12，在操作141处，展开治疗设备。例如，在用于肾神经调制的RF消融的情况下，设备与定位在导管尖端处的一个或多个电极一起展开以提供用于肾神经调制的RF能量。根据各个实施例，包括毗邻RF电极的一个或多个压力传感器以允许位置感测。用于此的一个示例配置是以上参考图10B所示的配置。

在操作143处，测量并记录在治疗部位附近的血流中的压力传感器的标称压力。这可用于为设备所包括的一个或多个压力传感器提供参考压力测量。在一些实施例中，还可在此时进行阻抗测量以在展开之前确定参考阻抗测量。在操作145处，将致动器置于治疗部位处。例如，预成形线可被展开以使电极紧靠血管壁定位。

在操作148处，测量一个或多个压力传感器的压力。可在放置致动器的期间连续执行该步骤，或可以周期间隔执行该步骤，以检查放置。该步骤的目标是测量压力以确定是否已实现紧靠血管壁的放置。例如，如以上参照图11所描述的，在一个或多个压力传感设备的各个区域处的压力的测量可用于确定在压力感测设备放置成与血管壁接触时压力感测设备的取向。

如果压力感测确定已实现适当的放置(例如，适当的取向)，则通知操作者并且可开始手术。这在操作155和153处示出。例如，多区域压力传感器(诸如，以上参照图11描述的多区域压力传感器)可用于确定组件的取向。换言之，如果压力感测操作指示没有实现适当的放置，则通知操作者并且调节放置以试图实现适当的放置。这在操作151和155处示出。在一些实施例中，还可进行阻抗测量并且可将阻抗测量与参考阻抗测量相比较以确定阻抗的变化是否指示接触。同样地，还可在治疗过程期间进行阻抗测量以确定阻抗的变化是否指示创口的形成。

反馈可用于除对合判断之外的目的。在一些实施例中，反馈用于确定肾神经调制治疗的效果。例如，在肾神经调制的情况下，一个或多个不同的患者度量可被测量并用于确定消融的疗效和/或所施加的治疗的效果。图13是示出了根据本文所描述的系统和方法的一个实施例的用于使用反馈来确定治疗的效果的示例过程的图示。现参照图13，在操作103处，测量并记录一个或多个患者度量。例如，可测量诸如患者血压和去甲肾上腺素水平之类的度量。指示是否成功形成创口的其他度量可包括组织温度、阻抗、和血流量。

在进一步实施例中，可实时监测血流量并且流速信息可用于通知过程。例如，可使用来自彼此分离已知距离并且沿着动脉的轴向长度定位的多个传感器的压力测量来计算血流量。系统可被配置成测量多个传感器上的压力变化并检测这种变化发生的时刻。例如，可将在一个传感器处发生测得的压力升高的时刻与在另一传感器处发生对应的压力升高的时刻相比较，并计算该时间差。可然后通过将这两个传感器之间的已知距离除以计算出的时间差来确定血液流速。

血流量可对电极温度和在损坏动脉壁之前以某些功率电平递送RF能量的能力有显著影响。此外，血流量可以是血管压缩并且正形成创口的指示。因此，功率递送算法可被配置成测量血液流速并相应调节功率水平。例如，在高血流量的情况下，可增加功率以解决由较高流速提供的增加的冷却。同样地，在低血流量的情况，可减小功率。用于测量血液流速的过程可包括，例如，采用初始血流量测量以建立参考。通过建立的参考，可在整个手术过程中采取周期测量并将该周期测量与参考相比较以监测变化。系统可被配置成警告临床医生变化超过预定阈值的情况，响应于此手术可被终止。在另一实施例中，可执行手术(例如，达预定时间)并且在手术之前或之后采取的血流量测量可用于给临床医生治疗疗效的可能指示。值得注意的是，增加的血流量的速率可以是由于创口的形成而引起的血管收缩的指示。

在操作106处，可进行手术。例如，在一个实施例中，手术可以是利用系统(例如，诸如图1所示的系统1)进行的肾神经调制手术。虽然通过图13的示例方法进行的手术可以是多个不同手术中的任一个，但在本文中就肾神经调制手术方面来描述该过程。为了便于讨论，仅提供对这些方面的描述，并且在阅读该描述之后，本领域的普通技术人员将理解，如何可采用多个不同医疗手术中的任一个来实现本文所描述的系统和方法。此类医疗手术的示例包括，但不限于，非神经目标的去神经支配或神经调制或各种解剖元素的消融。

在操作108处，可再次测量患者度量。可在整个手术中以一个或多个间隔执行该后续测量，并且可在手术结束之后执行该后续测量。优选地，在操作108处在手术期间和之后测量的患者度量是在操作103处在手术之前测得的相同度量。

在操作111处，将在操作108处进行的测量或多个测量与在操作108处进行的对应的测量(多个)相比较以确定治疗的疗效。例如，在肾神经调制的情况下，用于确定治疗的效果的一个度量是患者的收缩压。这是由于在患有高血压的人中，肾神经是极度活跃的，从而使血压升高。肾交感神经的去神经支配可引起收缩压的大且高度显著的降低。

如果满足一个或多个度量的期望水平的变化，则治疗的疗效被验证，可得出治疗结论，并且可记录最终测量。这在操作114和116处示出。换言之，如果不满足一个或多个度量的期望水平的变化，则临床医生可确定如流程线118所示的继续手术。继续上述示例，在肾神经调制的情况下，如果测量显示患者的血压的期望水平的降低，则可暂停治疗。如果不满足期望水平的降低，则可继续手术。值得注意的是，血压的立即降低并不总是伴随成功的肾神经调节手术。

在以上描述的示例中，将在手术期间或之后进行的测量与之前的测量相比较以确定是否实现情况的期望水平的变化。在其他实施例中，进行测量以确定是否已满足预定目标或目的。例如，在利用肾神经调制治疗高血压的情况下，根据目标血压水平评估在手术期间或之后进行的血压测量以实时地确定治疗的疗效。

在一些实施例中，可连续地或周期地或以其他间隔来进行测量，以及评估/反馈算法31可用于确定结果。当已实现期望的治疗目标时，可使用听觉警报、显示提示、触觉反馈或其它技术来警告医师、保健工作者或其他临床医生。例如，系统可被配置成在满足期望血压水平发出鸣响或其它可听警告声音，或使手柄34轻轻振动。同样地，系统可被配置成在屏幕33上显示血压以作为实际测量的视觉反馈。

虽然就图5所示的压力测量设备70描述了以上示例，但系统不限于使用该设备。事实上，可使用包括例如微机电系统(MEMS)设备和其他压力传感器的其他压力测量设备。适合于用作本文所公开的系统和方法采用的压力传感器的MEMS设备的一个示例是由CardioMEMS公司(佐治亚州，亚特兰大市，387TechnologyCircleNW，30313)提供的无线压力传感器。而且，虽然以上所述的一些示例描述了在预成形的核上安装一个或多个电极和传感器，但本领域的普通技术人员在阅读该描述之后将理解，本文所描述的技术可使用其他递送机制或施加器。同样地，虽然致动器在各个示例中作为RF电极描述，但本领域的普通技术人员在阅读该描述之后将理解，本文所描述的技术可用于促进其他致动器(诸如温度探头、热或冷冻尖端、超生换能器等等)的定位。

在利用软件整体或部分地实现本发明的部件或模块的情况下，在一个实施例中，这些软件元素可被实现成与能够执行相对于此描述的功能的计算或处理模块一起操作。图4中显示了计算模块的一个示例。描述了关于该示例计算模块200的各个实施例。在阅读该描述之后，如何利用其他计算模块或架构实现本发明将变得对相关领域的技术人员显而易见。

现在参考图14，计算模块200可以代表，例如，在台式、膝上型和笔记本计算机；手持式计算设备(PDA、智能电话、平板电脑、移动电话、掌上型电脑等)；大型机、超级计算机、工作站或服务器；或可能需要或适合于给定应用或环境的任何其它类型的专用或通用计算设备中发现的计算或处理能力。计算模块200还可能代表嵌入在给定设备中或以其他方式可用于给定设备的计算能力。

计算模块200可包括，例如，一个或多个处理器、控制器、控制模块、或其他处理设备，诸如处理器24。可利用通用或专用处理引擎(例如，诸如微处理器、控制器、或其他控制逻辑)来实现处理器204。在所示的示例中，处理器204被连接至总线202，但可使用任何通信介质来促进与计算模块200的其他组件的交互或外部地通信。

计算模块200还可包括一个或多个存储器模块(在本文中被简称为主存储器208)。例如，有选地随机存取存储器(RAM)或其他动态存储器可用于存储将由处理器204执行的信息和指令。主存储器208还可用于存储在将由处理器204执行的指令的执行期间的临时变量或其它中间信息。计算模块200可同样包括只读存储器(“ROM”)或耦合至总线202以用于存储用于处理器204的静态信息和指令的其他静态存储设备。

计算模块200还可包括信息存储机构210的一个或多个不同形式，可包括例如介质驱动器212和存储单元接口220。介质驱动器212可包括用于支持固定的或可移动的存储介质214的驱动器或其他机构。例如，可提供硬盘驱动器、软盘驱动器、磁带驱动器、光盘驱动器、CD或DVD驱动器(R或RW)、或其他可移动或固定的介质驱动器。因此，存储介质214可包括，例如，硬盘、软盘、磁带、盒式磁带(cartridge)、光盘、CD或DVD、或可由介质驱动器212读取、写入、或访问的其它固定或可移动介质。如这些示例所示，存储介质214可包括具有存储在其中的计算机软件或数据的计算机可用的存储介质。

在替代的实施例中，信息存储机构210可包括用于允许计算机程序或其他指令或数据加载到计算模块200中的其他类似手段。这种手段可包括，例如，固定的或可移动的存储单元222和接口220。此类存储单元222和接口220的示例可包括程序盒和盒式接口、可移动存储器(例如，闪速存储器或其它可移动存储器模块)和存储器插槽、PCMCIA插槽和卡、和允许软件和数据从存储单元222传送到计算模块200的其它固定的或可移动的存储单元222和接口220。

计算模块200还可包括通信接口224。通信接口224可用于允许软件和数据在计算模块220和外部设备之间传送。通信接口224的示例可包括调制解调器或软件调制解调器、网络接口(诸如，以太网、网络接口卡、WiMedia、IEEE802.XX或其他接口)、通信端口(诸如，例如，USB端口、IR端口、RS232端口蓝牙接口、或其他端口)、或其他通信接口。经由通信接口224传送的软件和数据通常被携载在信号上，信号可以是电子、电磁(包括光)或能够通过给定通信接口224交换的其他信号。这些信号可经由信道228提供至通信接口224。这些信道228可携载信号并且可利用有线或无线通信介质实现。信道的一些示例可包括电话线、蜂窝链路、RF链路、光学链路、网络接口、局域网或广域网、和其他有线或无线通信信道。

在该文档中，术语“计算机程序介质”和“计算机可用的介质”通常用于指的是例如，诸如主存储器208、存储单元接口220、存储介质214和信道228。计算机程序介质或计算机可用介质的这些和其他各种形式可涉及将一个或多个指令的一个或多个序列携载至处理设备以供执行。在介质上具体实现的此类指令一般指的是“计算机程序代码”或“计算机程序产品”(可以计算机程序或其他组群的形式分组)。当被执行时，此类指令可使计算模块200能够执行本文所讨论的本公开的特征或功能。

III.相关的解剖和生理机能

以下讨论提供有关相关患者解剖和生理机能的进一步细节。该部分旨在补充和扩展有关解剖和生理机能的上述讨论，并提供有关与肾神经调制相关联的所公开的技术和治疗益处的附加上下文。例如，如上所述，肾血管的若干属性可渗透入用于经由血管内进入实现肾神经调制的治疗设备及相关方法的设计，并且施加对这种设备的具体设计要求。具体设计要求可以包括：进入肾动脉、促进此类设备的能量输送元件和肾动脉的内腔表面或壁之间稳定的接触、和/或采用神经调节装置有效调制肾神经。

A.交感神经系统

交感神经系统(SNS)与肠神经系统和副交感神经系统一起是自主神经系统的分支。它在基础水平下总是活动的(称为交感神经紧张)，并在有压力的时候变得更加活跃。如神经系统的其他部分一样，交感神经系统通过一系列的互连的神经元进行操作。虽然许多交感神经元位于中枢神经系统(CNS)内，但交感神经元经常被认为是外周神经系统(PNS)的一部分。脊髓的交感神经元(它是CNS的一部分)经由一系列的交感神经节与外周交感神经元通信。在神经节内，脊髓交感神经元通过突触连接外周交感神经元。因此，脊髓交感神经元被称为突触前(或节前)神经元，而外周神经元被称为突触后(或节后)神经元。

在交感神经节内的突触处，节前交感神经元释放乙酰胆碱、结合并激活节后神经元上的乙酰胆碱受体的化学信使。响应于该刺激，节后神经元主要释放降肾上腺素(去甲肾上腺素)。持久激活可引起肾上腺素从肾上腺髓质的释放。

一旦被释放，去甲肾上腺素和肾上腺素结合外围组织上的肾上腺素能受体。结合至肾上腺素能受体导致神经和激素反应。生理临床表现包括瞳孔扩张、心率增加、偶尔呕吐、和血压增高。还可以看出由于汗腺的胆碱能受体的结合引起增加的出汗。

在交感神经系统负责上调和下调的生物体中的多稳态机制。来自SNS的纤维神经支配几乎每个器官系统中的组织，从而向如瞳孔直径、肠道蠕动、和尿排出量的不同的特征提供至少一些调节功能。这个反应也称为身体的交感肾上腺反应，由于末稍在肾上腺髓质中的节前交感神经纤维(而且所有其他交感神经纤维)分泌乙酰胆碱，从而激活肾上腺素(肾上腺素)和较小范围内的降肾上腺素(去甲肾上腺素)的分泌。因此，主要作用于心血管系统的该反应直接经由通过交感神经系统传输的冲动和间接经由从肾上腺髓质分泌的儿茶酚胺介导。

科学通常将SNS看作自动调节系统，即，在无需有意识的思考的干预的情况下进行运行的系统。由于交感神经系统负责预激身体的行动，因此一些进化理论家建议在早期生物体中运行的交感神经系统用以维持生存。这种预激的一个示例是在唤醒之前的时刻，在该时刻交感神经流出自发地增加为动作做准备。

1.交感神经链

如图15所示，SNS提供允许大脑与身体通信的神经网络。交感神经起源于脊柱内并朝向中间外侧细胞柱(或侧角)中的脊髓的中间，其开始于脊髓的第一胸段并且被认为延伸到第二或第三腰椎段。因为SNS的细胞始于脊髓的胸椎和腰椎区域，因此可以认为SNS具有胸腰椎流出。这些神经的轴突通过前支根/根离开脊髓。它们经过脊柱(感觉)神经节附近，在该处它们进入脊神经的前支。然而，不同于躯体神经支配，它们很快通过白支连接器分离出，白支连接器连接到在脊柱旁延伸的椎旁(位于脊椎附近)或椎前(位于主动脉分支附近)的神经节。

为了达到目标器官和腺体，轴突应当在身体中行进长距离，并且，要完成这一点，许多轴突通过突触传输将它们的消息中继至第二细胞。轴突的末稍穿过空间将突触连接至第二细胞的树突。第一细胞(突触前细胞)穿过突触间隙发送神经递质，在突触间隙处第一细胞激活第二细胞(突触后细胞)。该消息然后被携载至最终目的地。

在外周神经系统的SNS和其他组件中，在称为神经节的部位处形成这些突触。发送其纤维的细胞被称为节前细胞，而其纤维离开神经节的细胞被称为节后细胞。如上所述，SNS的节前细胞位于脊髓的第一胸椎(T1)段和第三腰椎(L3)段之间。节后细胞它们的细胞体在神经节中并且将它们的轴突发送至靶标器官或腺体。

神经节不仅包括交感神经干还包括将交感神经纤维发送至头部和胸部器官的颈神经节(上、中、下)、和腹腔和肠系膜神经节(将交感神经纤维发送至肠道)。

2.肾脏的神经支配

如图16所示，肾脏由与肾动脉密切相关的肾丛(RP)神经支配。肾丛(RP)是围绕肾动脉并且嵌入到肾动脉的动脉外膜中的自主神经丛。肾丛(RP)沿着肾动脉延伸直到它到达肾脏的实质处。有助于肾丛(RP)的纤维由腹腔神经节、肠系膜上神经节、主动脉肾神经节和主动脉丛产生。肾丛(RP)(也被成为肾神经)主要由交感神经组件构成。不存在(或至少非常少)肾脏的副交感神经支配。

节前神经元细胞体位于脊髓的中间外侧细胞柱中。节前轴突穿过椎旁神经节(它们不突触)成为内脏小神经、内脏最小神经、第一腰内脏神经、第二腰内脏神经，并且它们传播到腹腔神经节、肠系膜上神经节和主动脉肾神经节。节后神经元细胞体退出腹腔神经节、肠系膜上神经节、和主动脉肾神经节到肾丛(RP)并且被分配给肾血管系统。

3.肾交感神经活动

消息通过SNS以双向流传播。传出消息可同时触发身体的不同部位的变化。例如，交感神经系统可加快心率；扩大支气管通道；减少大肠的蠕动(运动)；收缩血管；增加食管蠕动；引起瞳孔扩张、立毛(鸡皮疙瘩)和汗水(出汗)；和升高血压。传入消息将信息从体内的各个器官和感觉受体携载至其它器官，尤其是大脑。

高血压、心脏衰竭、和慢性肾脏疾病是导致SNS(特别是肾交感神经系统)慢性激活的许多疾病状态中的一些。然而，SNS的慢性激活是推动这些疾病状态的演进的不适应反应。肾素-血管紧张素-醛固酮系统(RAAS)的药物管理已长期存在的用于减少SNS的过度活跃的方法，但有些效率低。

如上所述，肾交感神经系统已通过实验和在人类中被标识为对高血压的复杂病理生理学、容量超负荷(诸如，心脏衰竭)的状态、和进行性肾脏疾病的主要的贡献者。采用放射性示踪剂稀释方法来测量从肾脏流出到血浆的去甲肾上腺素(NE)的研究显示患有原发性高血压的患者(尤其是在年轻的高血压患者中)的肾NE溢出率增加，从而与从心脏的NE溢出一致、与通常见于早期高血压的血液动力学分布一致并且通过心率增加、心输出量和肾性表征。现已知原发性高血压通常是神经性的，常伴有明显的交感神经系统过度活跃。

如由在该患者群中的从心脏和肾脏到血浆的NE溢出的夸大的增加所证实的心肾交感神经活动的激活在心脏衰竭中甚至更明显。符合这个概念是最近证实的有关患有充血性心脏衰竭的患者中的全因死亡率和心脏移植的肾交感神经激活的强阴性预测值，该肾交感神经激活的强阴性预测值独立于整体交感神经活动、肾小球滤过率、和左室射血分数。这些发现结果支持设计成减少肾交感神经刺激的治疗方案具有提高患有心脏衰竭的患者生存的可能性的概念。

慢性和终末期肾脏疾病表征为交感神经激活增加。在患有慢性和终末期肾脏疾病的患者中，高于中值的去甲肾上腺素的血浆水平已被证实为由于心血管疾病全因死亡和死亡的前兆。这对患有糖尿病或对比剂肾病的患者也是正确的。有令人信服的证据表明，源于病变的肾脏的感觉传入信号是发起和维持该组患者的中枢交感神经流出升高的主要贡献者；这便于熟知的慢性交感神经过度活跃的不利后果的发生(诸如，高血压、左心室肥大、室性心律失常、心源性猝死、胰岛素抗性、糖尿病和代谢综合征)。

i)肾交感神经传出活动

到肾脏的交感神经终止于血管、肾小球旁器、和肾小管。对肾脏交感神经的刺激导致肾素释放增加、钠(Na⁺)重新吸收增加、和肾血流量的减少。肾功能的神经调制的这些组件在通过交感紧张提高表征的疾病状态下被大大刺激并且清楚地有助于高血压患者的血压升高。由肾交感神经传出刺激引起的肾血流量和肾小球滤过率的减少可能是心肾综合征中的肾功能的丧失的基础，这是由于慢性心脏衰竭的进行性并发症引起的肾功能不全，具有通常随患者的临床状和治疗而波动的临床过程。用于阻碍肾传出交感神经刺激的结果的药理学策略包括中枢性交感神经药物、β阻断剂(旨在减少肾素释放)、血管紧张素转换酶抑制剂和受体阻断剂(旨在阻止由肾素释放引起的血管紧张素II和醛固酮激活)和利尿剂(旨在对抗肾交感神经介导的钠和水潴留)。然而，目前的药理学策略有显著限制，包括有限的疗效、依从性问题、副作用及其他。

II.肾感觉传入神经活动

肾脏经由肾感觉传入神经与中枢神经系统中的整个结构通信。几种形式的“肾损伤”可诱导感觉传入信号的激活。例如，肾缺血、每搏输出量或肾血流量的减少、或大量的腺苷酶可触发传入神经通信的激活。如图17B和17B所示，该传入通信可从肾脏到大脑或可从一个肾脏到另一肾脏(经由中枢神经系统)。这些传入信号都集中整合，并可能导致增加的交感神经流出。该交感神经冲动引向肾脏，藉此激活RAAS并诱导增加的肾素分泌、钠潴留、体积潴留和血管收缩。中枢交感神经过度活跃也影响由交感神经支配的其他器官和身体结构(诸如，心脏和外周血管)，从而导致所述的交感神经激活的不良影响，该不良影响的几个方面还有助于血压上升。

因此，生理学建议(ⅰ)对具有传出交感神经的组织的调制会减少不适当的肾素释放、钠潴留、并减少肾血流量，以及(ii)对具有传入感觉神经的组织的调制通过其对下丘脑后部以及对侧肾脏的直接作用来减少对高血压和与中枢交感神经紧张相关联的其他疾病状态的全身性贡献。除了对传入肾去神经支配的中枢降压作用，预期到各种其他被交感神经支配的器官(诸如，心脏和血管)的中枢交感神经流出的期望减少。

B.肾神经调制的附加临床效益

如上所述，肾脏去神经支配可能在通过增加的整体和特定肾交感神经活动表征的若干临床病症(诸如，高血压、代谢综合征、胰岛素抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性和终末期肾脏疾病、心脏衰竭中的不适当液体潴留、心肾综合征和猝死)的治疗中是有价值的。因为传入神经信号的减少有助于交感神经紧张/冲动的全身性减少，因此肾脏去交感支配也可能有利于治疗与全身交感神经极度活跃相关联的其它情况。因此，肾神经调制还可有益于由交感神经神经支配的其他器官和身体结构。例如，如先前所讨论的，中枢交感神经冲动的减少可减少折磨患有代谢综合征和II型糖尿病的人的胰岛素抗性。此外，患有骨质疏松症的患者也被交感神经激活，并且也可能受益于伴随着肾脏神经调制的交感神经冲动的下调。

C.实现在血管内进入肾动脉

根据本技术，可通过血管内进入实现与左侧和/或右侧肾动脉紧密相关的左侧和/或右侧肾丛(RP)的神经调制。如18A所示，通过心脏的收缩移动的血液从心脏的左心室通过主动脉输送。主动脉通过胸腔下降且分支成左和右肾动脉。在肾动脉之下，主动脉在左和右髂总动脉处分支。左和右髂总动脉分别通过左和右腿下降并且连接左和右股动脉。

如图18B所示，血液收集在静脉中，并通过股静脉进入髂静脉并进入下腔静脉返回到心脏。下腔静脉分支成左和右肾静脉。在肾静脉之上，下腔静脉上升以将血液输送到心脏的右心房。血液从右心房通过右心室泵入肺部，血液在肺部处被氧化。含氧血被从肺中输送到左心房。含氧血被从左心房通过左心室输送回主动脉。

如稍后将要更详细描述的，股动脉可仅在低于腹股沟韧带的中点的股三角处进入并插管。导管可通过该进入点经皮插入股动脉、穿过髂动脉和主动脉、并放置到左侧或右侧肾动脉中。这包括向相应的肾动脉和/或其他肾脏血管提供微创通路的血管内路径。

手腕、上臂、和肩部区域提供用于将导管引入动脉系统的其它位置。例如，可在选择情况下使用径向、臂状或腋动脉的导管插入。经由这些进入点引入的导管可利用标准血管造影技术穿过左侧上的锁骨下动脉(或经由右侧上的锁骨下和头臂动脉)、通过主动脉弓、沿着降主动脉向下并进入肾动脉。

D.肾血管的属性和特性

由于可根据本技术通过血管内访问实现左侧和/或右侧肾丛(RP)的神经调制，肾血管的性质和特性可在用于实现这种肾神经调制的装置、系统和方法的设计上施加约束和/或通知用于实现这种肾神经调制的装置、系统和方法的设计。这些性质和特性可跨人群和/或随时间在特定患者中变化，以及对诸如高血压、慢性肾脏疾病、血管疾病、终末期肾脏疾病、胰岛素抗性、糖尿病、代谢综合征等的疾病状态作出响应。如本文所解释的，这些性质和特性可与手术的疗效和血管内设备的特定设计有关。感兴趣的性质可包括，例如，材料/机械、空间、流体动力/血流量动力学、和/或热力学性质。

如上所讨论的，导管可以经由微创血管内路径经皮前进到左侧或右侧肾动脉中。然而，微创肾动脉进入可能具有挑战性的，例如，因为与使用导管常规进入的一些其它动脉相比，肾动脉往往极其曲折、可以是相对小直径、和/或可以是相对短长度。此外，肾动脉粥样硬化是在许多患者中常见的，特别是那些患有心血管疾病的患者。肾动脉解剖也可以从患者到患者显著不同，这进一步使微创进入复杂化。例如，可在相对曲折度、直径、长度和/或动脉粥样硬化斑块负荷、以及肾动脉从主动脉分支处的射出角度中看到显著的患者间变化。用于经由血管内进入实现肾神经调制的装置、系统和方法在最小侵入性进入肾动脉时应考虑肾动脉解剖的这些和其它方面以及其在整个患者群体上的变化。

除了使肾动脉进入复杂化，肾解剖的细节还使建立神经调制装置和肾动脉的内腔表面或壁之间的稳定接触复杂化。当神经调制装置包括能量递送元件(诸如，电极)时，一致的定位和通过能量递送元件施加至血管壁的合适的接触力对可预测性是重要的。然而，导航可受到肾动脉内的狭小空间以及动脉的曲折度的阻碍。此外，可通过患者移动、呼吸和/或心脏周期使建立一致的接触复杂化，因为这些因素可导致肾动脉相对于主动脉的显著移动，并且心动周期可瞬时扩张肾动脉(即，导致动脉的壁跳动)。

即使在进入肾动脉并促进神经调制装置和动脉的内腔表面之间的稳定接触之后，动脉的外膜中和周围的神经应当经由神经调制装置安全地调制。将热治疗有效地施加到肾动脉内不平凡地引起与此类治疗相关联的潜在临床并发症。例如，肾动脉的内膜和介质很容易受到热损伤的侵害。如以下更详细讨论的，将血管腔与其动脉外膜分离的内膜中层厚度表示靶标肾神经可以距离动脉的内腔表面几毫米。足够的能量应当被输送到目标肾神经或将热量从目标肾神经去除以在不将血管壁冷却或加热至壁冻结、干燥的程度，或以其他方式不潜在影响到不期望的程度的情况下调制目标肾神经。与过度加热相关联的潜在的临床并发症是由凝固通过动脉流动的血液引起的血栓形成。假定这种血栓可能导致肾梗塞，从而引起对肾脏的不可逆的损伤，则应当谨慎应用在肾动脉内的热治疗。因此，在治疗期间在肾动脉中存在复杂的流体力学和热力学条件(特别是那些可能影响热传递动力学的条件)，对施加能量(例如，加热的热能)和/或从肾动脉内的组织去除热量(例如，冷却散热条件)可能是重要的。

由于治疗的位置也可能影响临床疗效，神经调制装置还应当被配置为允许在肾动脉内可调节地定位和重定位能量递送元件。例如，假定肾神经可围绕肾动脉轴向地间隔开，在肾动脉内施加全周治疗可能是吸引人的。在一些情况下，可能由连续圆周治疗造成的完整的圆创口可能与肾动脉狭窄潜在相关。因此，经由本文所描述的网格结构沿着肾动脉的纵向维度形成更复杂的损伤和/或将神经调制装置重定位到多个治疗位置可能是满足需要的。然而，应当注意，产生圆周消融的益处可能胜过肾动脉狭窄的风险，或可通过某些实施例或在某些患者中减轻风险，并且产生圆周消融可能是目标。此外，可变的放置和重新放置神经调制装置可证明在肾动脉特别曲折或存在近端分支血管从肾动脉脱离、在某些具有挑战的位置中进行治疗的情况下是有用的。在肾动脉中的设备的操纵可应当考虑由设备在肾动脉上施加的机械损伤。例如通过插入、操纵、疏通弯曲等等的设备在动脉中的运动可导致夹层，穿孔，内膜剥脱，或破坏内部弹性薄层。

通过肾动脉的血流量可被暂时堵塞一段很短时间，并且具有最小或无并发症。然而，应当避免显著量的时间的堵塞，以防止对肾脏的损伤(诸如，局部缺血)。避免完全阻塞可能是有利的，或如果堵塞是对实施例有利的，则限制阻塞的持续时间(例如，2-5分钟)是有利的。

基于以上所描述的挑战：(1)肾动脉介入，(2)治疗元件相对于血管壁一致且稳定的定位，(3)在血管壁上的治疗的有效的应用，(4)定位和可能重定位治疗装置以允许用于多个治疗位置，以及(5)避免或限制血流堵塞的持续时间，可能感兴趣的肾血管各种独立和从属属性包括，例如，(a)血管直径、血管长度、动脉内膜中层厚度、摩擦系数和曲折度；(b)扩张性、刚度和血管壁的弹性模量；(c)收缩期峰值、舒张末期血流速度、以及平均收缩压－舒张压峰值血流速度、和平均/最大体积的血液流速；(d)血液和/或血管壁的比热容、血液和/或容器壁的导热性、和/或流过血管壁治疗部位的血流和/或辐射传热的导热性；(e)通过呼吸、患者运动、和/或血流脉动性诱导的相对于主动脉的肾动脉运动；及(f)肾动脉相对于主动脉的射出角度。将关于肾动脉更详细地讨论这些性质。然而，取决于用于实现肾神经调制的装置、系统和方法，肾动脉的此类属性还可指导和/或约束设计性质。

如上所述，放置在主动脉内的装置应当符合动脉的几何形状。肾动脉血管直径DRA通常在约2-10mm的范围内，并且大多数患者群具有约4mm到约8mm的DRA和约6mm的平均值。在主动脉/肾动脉连接部处的它的口和它的远端分支之间的肾动脉血管长度LRA一般是约5-70mm的范围内，并且患者群的相当大部分在约20-50mm范围内。由于靶标肾丛嵌入在肾动脉的动脉外膜内，因此该复合动脉内膜中层厚度，IMT，(即从动脉的内腔表面到包含靶标神经结构的动脉外膜的径向向外距离)也是显著的，并且通常在约0.5-2.5mm的范围内，具有约1.5mm的平均值。虽然一定深度的治疗对于达到靶标神经纤维是重要的，但治疗不应当太深(例如，距离肾动脉的内壁>约5mm)，以避免诸如肾静脉之类的非靶标组织和解剖结构。

可能感兴趣的肾动脉的附加性质是由呼吸和/或血流量脉动性诱导的相对于主动脉的肾的运动程度。位于肾动脉的远端处的患者的肾脏可通过颅呼吸偏移移动多达4"。这可赋予连接主动脉和肾脏的肾动脉显著的运动，从而要求神经调制装置刚度和柔韧性的独特的平衡，以在呼吸的周期期间维持热处理元件与血管壁之间的接触。此外，肾动脉和主动脉之间的射出角度(takeoffangle)可在患者之间显著变化，并且例如由于肾脏运动还可在患者内动态地变化。射出角度一般可在约30度-135度的范围内。

进一步的示例

以下示例说明本技术的若干实施例：

1.一种用于神经调制治疗的装置，包括：

治疗组件，被配置成被递送至血管内的治疗部位；

能量递送元件，设置在治疗组件上并被配置成紧靠血管壁定位以将神经调制能量递送至治疗部位处；以及

压力传感器，毗邻能量递送元件设置并相对于能量递送元件固定并且包括多个压敏区域。

2.根据示例1的装置，进一步包括压力测量电路，压力测量电路被耦合至压力传感器并被配置成确定多个压敏区域中的哪些正经受增加的压力。

3.根据示例1或2的装置，其中多个压敏区域被排列成感测相对于能量递送元件的多个径向方向中的压力。

4.根据示例1的装置，其中多个压敏区域被配置成允许压力传感器对以不同角度施加的压力作出响应，并且其中该装置可进一步包括压力测量电路，压力测量电路被耦合至压力传感器并被配置成确定能量递送元件的对合的角度。

5.根据示例1－4中任一项的装置，其中压力传感器包括：第一导电圆环；第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；在第二导电圆环上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第二导电圆环的导电区域。

6.根据示例5的装置，其中非导电区域包括设置在第二导电圆环内的槽。

7.根据示例5的装置，其中非导电区域围绕第二导电圆环均匀地间隔开。

8.根据示例1－4中任一项的装置，其中压力传感器包括：第一中空导电构件；第二中空导电构件，同轴地设置在第一导电构件中；在第一导电构件上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第一导电构件的导电区域。

9.根据示例5－8中任一项的装置，其中非导电区域包括设置在第一导电构件中的槽。

10.根据示例8或9的装置，其中第一和第二中空导电构件在形状上是环形的。

11.根据示例1－10中任一项的装置，其中能量递送元件是RF电极、热元件、冷冻消融元件、微波能量递送元件、光能递送元件、或超声换能器

12.根据示例1－11中任一项的装置，其中治疗组件包括细长支撑结构，细长支撑结构被配置成在血管中展开时呈现预定的形状，其中能量递送元件以预定的取向设置在细长支撑结构上，并且其中压力传感器排列成使得多个压敏区域被配置成感测围绕能量递送元件的多个方向中的压力。

13.根据示例12的装置，其中细长支撑结构是定形元件。

14.根据示例12或13的装置，其中细长支撑结构以螺旋形几何形状定形。

15.根据示例1－2中任一项的装置，其中细长支撑结构是导管尖端。

16.一种用于确定用于神经调制的能量递送元件的定位的方法，包括：

在接近血管壁的治疗部位处展开能量递送元件；

利用多区域压力感测装置来感测在围绕能量递送元件的多个方向中施加的压力；以及

基于在围绕能量递送元件的多个方向中测得的压力确定能量递送元件相对于血管壁的取向。

17.示例16的方法，其中确定取向包括：

测量施加在多区域压力感测装置中的多个压力传感器上的压力，每个传感器设置成测量以不同角度撞击在感测装置上的压力；

基于测得的压力确定压力感测装置的多个区域中的哪些区域与血管壁接触；以及

基于压力感测装置的哪些区域接触血管壁的决定确定能量递送元件的取向。

18.示例16或17的方法，进一步包括向操作者提供反馈以基于所感测的压力通知操作者压力感测装置何时接触血管壁。

19.示例18的方法，进一步包括通知操作者能量递送元件的取向。

20.示例17-19中任一项的方法，其中测量压力包括使用多个传感器的电容来计算压力。

21.示例16-20中任一项的方法，其中多区域压力感测装置包括：第一中空导电构件；第二中空导电构件，同轴地设置在第一导电构件中；在第一导电构件上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第一导电构件的导电区域。

22.示例16-20中任一项的方法，其中多区域压力感测装置包括：第一导电圆环；第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；在第二导电圆环上的多个非导电区域，非导电区域限定围绕第二导电圆环的导电区域。

23.示例21或22的方法，其中非导电区域包括设置在第二导电圆环内的槽。

24.示例16－23中任一项的方法，其中能量递送元件是RF电极、热元件、冷冻消融元件、微波能量递送元件、光能递送元件、或超声换能器

25.一种用于神经调制治疗的装置，包括：

支撑结构，被配置成被递送至血管内的治疗部位；

能量递送元件，设置在支撑结构上并被配置成紧靠血管壁定位以将神经调制能量递送至治疗部位处；以及

多个压力传感器元件，毗邻能量递送元件设置并关于能量递送元件固定，每个压力传感器元件包括多个压敏区域。

26.一种用于神经调制治疗的装置，包括：

支撑结构，被配置成被递送至血管内的治疗部位；

多个能量递送元件，设置在支撑结构上并被配置成紧靠血管壁定位以将神经调制能量递送至治疗部位处；以及

27.一种用于在神经调制治疗期间测量患者的血压的装置，包括：

治疗组件，被配置用于血管内递送至治疗部位；

压力传感器，包括多个压敏区域，压力传感器毗邻能量递送元件设置并被配置成耦合至测量模块，其中测量模块被配置成基于来自压力传感器的信号确定患者的血压。

28.根据示例27的装置，其中治疗组件包括多个能量递送元件。

29.根据示例27或28的装置，其中压力传感器包括电容压力传感器。

30.根据示例27－29中任一项的装置，其中治疗组件包括细长支撑结构，细长支撑结构被配置成在血管中展开时呈现预定的形状，其中能量递送元件以预定的取向设置在细长支撑结构上。

31.根据示例30的装置，其中细长支撑结构是定形元件。

32.根据示例30或31的装置，其中细长支撑结构以螺旋形几何形状定形。

33.根据示例30-32中任一项的装置，其中细长支撑结构是导管尖端。

34.根据示例27、29、30-33中任一项的装置，其中压力传感器排列成使得多个压敏区域被配置成感测围绕能量递送元件的多个方向中的压力。

35.根据示例27-34中任一项的装置，其中治疗组件进一步被配置成扩张或展开至接近治疗部位的位置。

36.一种用于在患者的神经调制治疗期间测量患者的血压的方法，包括：

将治疗组件定位在神经调制治疗部位处；

经由能量递送元件将神经调制能量递送至治疗部位处的患者的组织；

利用毗邻能量递送元件设置的压力传感器测量患者的血压。

37.示例36的方法，进一步包括评估测得的血压以确定神经调制治疗的效果。

38.示例36或37的方法，其中在神经调制治疗期间执行该测量。

39.示例36-38中任一项的方法，进一步包括评估测得的血压以确定患者的血流是否被阻塞。

40.根据示例36-39中任一项的装置，其中治疗组件包括球囊并且压力传感器毗邻球囊的一端设置，该方法进一步包括评估测得的血压以确定球囊是否阻塞血流。

41.根据示例36-39中任一项的装置，其中治疗组件包括球囊并且压力传感器毗邻球囊的第一端设置，并且治疗组件进一步包括毗邻球囊的第二端设置的第二压力传感器，该方法进一步包括评估测得的血压以确定球囊是否阻塞血流。

42.根据示例36-41中任一项的装置，其中压力传感器包括MEMS压力传感器或电容压力传感器。

43.根据示例36-42中任一项的装置，其中治疗组件包括多个能量递送元件。

44.根据示例36-43中任一项的装置，进一步包括向操作者提供反馈以通知操作者血流何时被阻塞。

45.根据示例36-44中任一项的装置，进一步包括向操作者提供反馈以通知操作者患者的血压。

46.一种用于在患者的治疗期间测量患者的血压的方法，包括：

将导管球囊定位在治疗部位处；

在治疗处对导管球囊重庆；

利用毗邻导管球囊设置的压力传感器测量患者的血压以确定导管球囊是否已阻塞血流。

47.一种方法，包括：

将治疗组件以递送状态腔内地定位在人类患者的体腔内，其中神经位于至少接近体腔的壁的组织中，并且其中治疗组件包括：

支撑结构；

能量递送元件，由支撑结构携载；以及

压力测量设备，沿着支撑结构并且毗邻能量递送元件定位，其中压力测量设备具有第一区域和第二区域；

经由压力测量设备的第一区域获得第一标称压力测量和经由压力测量设备的第二区域获得第二标称压力测量；

在体腔内的治疗部位处发起治疗组件从递送状态到展开状态的转换；

在发起转换之后，监测第一区域处的第一压力和监测第二区域处的第二压力；

通过将第一监测的压力与第一标称压力相比较确定第一压力测量；

通过将第二监测的压力与第二标称压力相比较确定第二压力测量；

基于第一压力测量和第二压力测量确定能量递送元件相对于壁的取向。

48.示例47的方法，其中腔内地定位治疗组件进一步包括将治疗组件腔内地定位在患者的肾血管内，并且其中与肾功能相关联的神经位于至少接近肾血管的壁的组织中。

49.示例47或48的方法，进一步包括监测能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件的阻抗，并且其中：

确定能量递送元件的取向进一步包括基于第一压力测量、第二压力测量、和监测的阻抗确定能量递送元件相对于壁的取向。

50.示例47-49中任一项的方法，进一步包括：

监测能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件的阻抗；

检测监测的阻抗的增加；以及

检测第一和/第二监测的压力的增加，其中第一和/第二监测的压力的增加暂时对应于监测的阻抗的增加；以及

其中确定能量递送元件的取向进一步包括：至少部分地基于检测到的监测的阻抗的增加和对应的检测到的第一和/或第二监测的压力的增加来检测能量递送元件和壁之间的接触。

51.示例47-50中任一项的方法，其中确定能量递送元件的取向进一步包括将第一压力测量与第二压力测量相比较。

52.示例47-51中任一项的方法，进一步包括基于第一和第二压力测量分别确定第一和第二区域中的一个或两者是否与壁接触。

53.示例47-52中任一项的方法，进一步包括向临床医生提供第一和/或第二区域是否形成与壁的接触的指示，并且如果第一或第二区域不与壁接触，则命令临床医生重定位治疗组件。

54.示例47-53中任一项的方法，其中经由压力测量设备监测第一和第二压力包括在转换期间连续测量第一和第二压力。

55.示例47-53中任一项的方法，其中经由压力测量设备监测第一和第二压力包括在转换期间以周期间隔测量第一和第二压力以检查能量递送元件的放置。

56.示例47-55中任一项的方法，进一步包括经由听觉、视觉或触觉反馈向临床医生提供取向的指示。

57.示例47-56中任一项的方法，其中确定能量递送元件的取向包括确定能量递送元件的对合的角度。

58.一种方法，包括：

将治疗组件腔内地定位在人类患者的肾血管内并且在治疗部位处，其中治疗组件包括：

第一能量递送元件和毗邻第一能量递送元件的压力测量设备的对应的第一压力区域；

第二能量递送元件和毗邻第二能量递送元件的压力测量设备的对应的第二压力区域，其中第二能量递送元件与第一能量递送元件间隔开元件间隔距离，并且其中第一和第二压力区域围绕压力测量设备的纵向轴彼此偏移；

监测第一压力测量设备处的压力并检测第一压力测量设备处的在预定范围之外的第一压力测量；

监测第二压力测量设备处的压力并检测第二压力测量设备处的在预定范围之外的第二压力测量；以及

利用检测到的第一压力测量和检测到的第二压力测量确定至少接近治疗组件的体腔中的血流速度。

59.示例58的方法，其中在第一时刻获得检测到的第一压力测量，以及在第二时刻处获得检测到的第二压力测量，并且其中：

确定血流速度包括将元件间隔距离除以第一时刻和第二时刻之差。

60.示例58或59的方法，其中与肾功能相关联的神经位于至少接近血管的壁的组织中，并且其中该方法进一步包括经由第一和第二能量递送元件递送能量以在确定血流速度之后调制神经。

61.示例60的方法，进一步包括在经由第一和第二能量递送元件递送能量以调制神经之前确定血流速度是否在预定范围内。

62.示例60的方法，其中利用功率递送算法控制经由第一和第二能量递送元件的能量递送，并且其中至少部分地基于血流速度调节经由该算法的能量递送。

63.示例60-62中任一项的方法，其中血流速度是第一血流速度，并且其中：

检测第一压力测量、检测第二压力测量、并且确定第一血流速度发生在向第一和第二能量递送元件发起能量递送之前；以及

在向第一和第二能量递送元件发起能量递送之后，该方法进一步包括：

检测在第一能量递送元件处或以其他方式接近第一能量递送元件的第三压力测量；

检测在第二能量递送元件处或以其他方式接近第二能量递送元件的第四压力测量；以及

利用第三压力测量和第四压力测量确定至少接近治疗组件的体腔中的第二血流速度。

64.示例63的方法，进一步包括：将在发起能量递送之前确定的第一血流速度与在发起能量递送之后确定的第二血流速度相比较。

65.示例64的方法，其中利用功率递送算法控制经由第一和第二能量递送元件的能量递送，并且该方法进一步包括基于第一和第二血流速度之间的比较调节功率递送算法。

66.一种方法，包括：

将治疗组件血管内地递送至人类患者的体腔内的治疗部位，其中治疗组件包括压力测量设备，具有彼此分离且不同的至少两个压力区域、和能量递送元件，并且其中与肾功能相关联的神经位于至少接近体腔的壁的组织中；

检测在能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件的第一压力测量；

利用第一压力测量来确定第一参数，第一参数包括：在治疗部位处的第一血流速度、能量递送元件相对于壁的第一取向、和/或在能量递送元件的至少一部分和壁之间的接触的第一程度中的至少一个；

在确定第一参数之后利用能量递送元件调制神经；

在调制神经期间和/或之后获得第二压力测量；以及

利用第二压力测量来确定第二参数，第二参数包括：在治疗部位处的第二血流速度、能量递送元件相对于壁的第二取向、和/或在能量递送元件的至少一部分和壁之间的接触的第二程度中的至少一个。

67.示例66的方法，进一步包括在基于第一参数调制神经之前调节功率电平。

68.示例66或67的方法，进一步包括基于第二参数终止调节。

69.示例66-68中任一项的方法，进一步包括命令临床医生基于第二参数重定位治疗组件。

70.一种系统，包括：

血管内导管，包括具有近端部分和远端部分的细长轴；

治疗组件，由轴的远端部分携载，治疗组件包括：

能量递送元件，配置成递送能量以调制与交感神经功能相关联的神经；

压力测量设备，配置成测量在能量递送元件处或至少接近能量递送元件的压力，压力测量设备具有由一个或多个非导电区域间隔开的多个区域；以及

控制器，可操作地连接至能量递送元件和压力测量设备，控制器被配置成：

获得分别对应于多个区域的多个压力测量；以及

基于多个压力测量中的至少一个确定能量递送元件相对于壁的取向。

71.示例70的系统，其中压力测量设备包括：

第一导电圆环；

第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；以及

在第二导电圆环上的多个非导电区域，多个非导电区域限定在其间的多个区域中的单独的区域。

72.示例70或71的系统，其中压力测量设备包括分别对应于多个区域的多个电容元件。

73.示例70或72的系统，其中压力测量设备在能量递送元件的任一侧上。

74.示例70-73中任一项的系统，其中压力测量设备沿着轴的远端部分毗邻能量递送元件定位。

75.示例70-74中任一项的系统，其中系统进一步包括多个压力测量设备和多个能量递送元件，并且其中压力测量设备沿着轴的远端部分设置在相邻的能量递送元件之间。

76.一种系统，包括：

血管内导管，包括具有近端部分和远端部分的细长轴；

治疗组件，由轴的远端部分携载，治疗组件包括：

能量递送元件，配置成递送能量以调制与交感神经功能相关联的神经；以及

压力测量设备，沿着轴的远端部分定位并且毗邻能量递送元件，压力测量设备包括：

外环，具有多个第一槽；

内环，定位在外环内，内环具有多个第二槽，其中第二槽的每一个与第一槽中的一个槽周向地对齐，其中第一和第二槽限定非导电区域，以及

其中压力测量设备包括由非导电区域间隔开的多个导电区域；以及

获得分别对应于多个导电区域的多个压力测量；以及

结论

虽然以上已描述本发明的各个实施例，但应当理解，它们仅通过示例而非限制的方式被呈现。同样地，各个图可描绘本发明的示例架构或其他配置，这样做以帮助在理解可包括在本发明中的特征和功能。本发明并不被限制于所示的示例架构或配置，但可使用各种替代的架构和配置来实现所期望的特征。实际上，将对本领域技术人员显而易见的是，如何能够实现替代的功能、逻辑或物理分区和配置以实现本发明的期望特征。同样，除本文描绘的那些模块名以外，可将多个不同的构成模块名应用于各个部分。另外，对于流程图、操作描述和方法权利要求，步骤在本文中出现的顺序不应要求以相同的顺序实现各个实施例以执行所列举的功能，除非上下文另外指明。

虽然以上就各种示例性实施例和实现描述了本发明，应当理解，在各个实施例中的一个或多个中描述的各种特征、方面和功能不限于它们对所描述的特定实施例的适用性，而是可单独地或以各种组合应用于本发明的其他实施例中的一个或多个，无论此类实施例是否被描述以及无论此类特征是否被表示为所描述的实施例的一部分。因此，本发明的广度和范围不应当通过上述的示例性实施例中的任一个限制。

除非另外指明，该文档中所使用的术语和词语及其变型不应被解释为与限制性相对的开放式的。作为前述的示例：术语“包括”应被解读为意指“包括，但不限于”等；术语示例摂用于提供所讨论的项目的示例性实例，而不是穷尽性的或限制性清单；术语“一”或“一个”应被解读为意指“至少一个”、“一个或多个”等；以及诸如“常规的”、“传统的”、“正常的”、“标准的”、“已知的”之类的形容词和类似含义的术语不应被解释为将描述的项目限制到给定的时间段或给定时间可以的项目，而是应被解读为包括可现在或在未来的任何时刻可用的或已知的常规的、传统的、正常的、或标准的技术。同样地，其中本文档涉及将对本领域技术人员显而易见的技术，此类技术包含现在或在未来的任何时刻对本领域技术人员显而易见或已知的技术。

在某些实例中出现诸如“一个或多个”、“至少”、“但不限于”或其他类似短语之类的宽化单词或短语，不应被解读成意味着在可能没有这些宽化单词的实例中意旨或要求更窄的情况。使用术语“模块”并不意味着作为模块的一部分来描述或要求保护的组件或功能在共同封装中全都被配置。事实上，模块的各个部件中的任一个或全部，无论是控制逻辑还是其它组件，可以组合在单个包装中或单独地维持，并且可进一步被分布在多个分组或封装中或多个地点上。

另外，此处阐述的各个实施例按照示例性框图、流程图和其他示图来描述。在阅读本文档后将对本领域技术人员变得显而易见的是，可在不限制所示示例的情况下，实现所示的实施例及它们的各个替代方案。例如，框图及它们的所附描述不应当被解释为要求特定架构或配置。

Claims

1.一种系统，包括：

血管内导管，包括具有近端部分和远端部分的细长轴；

治疗组件，由轴的远端部分携载，所述治疗组件包括：

压力测量设备，配置成测量在能量递送元件处或至少接近能量递送元件处的压力，所述压力测量设备具有被一个或多个非导电区域间隔开的多个区域；以及

控制器，可操作地连接至能量递送元件和压力测量设备，所述控制器被配置成：

获得分别对应于所述多个区域的多个压力测量；以及

2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力测量设备包括：

第一导电圆环；

第二导电圆环，与第一导电圆环同轴地设置；以及

在第二导电环上的多个非导电区域，所述多个非导电区域限定其间的多个区域中的单独的区域。

3.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力测量设备包括分别对应于多个区域的多个电容元件。

4.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力测量设备在能量递送元件的任一侧上。

5.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述压力测量设备沿着轴的远端部分毗邻能量递送元件定位。

6.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述系统进一步包括多个压力测量设备和多个能量递送元件，并且其中压力测量设备沿着轴的远端部分设置在相邻的能量递送元件之间。

7.一种系统，包括：

血管内导管，包括具有近端部分和远端部分的细长轴；

治疗组件，由轴的远端部分携载，所述治疗组件包括：

压力测量设备，沿着轴的远端部分定位并且毗邻能量递送元件，所述压力测量设备包括：

外环，具有多个第一槽；

内环，定位在外环内，所述内环具有多个第二槽，其中所述第二槽的每一个与第一槽中的一个槽周向地对齐，其中第一和第二槽限定非导电区域，以及

其中压力测量设备包括被非导电区域间隔开的多个导电区域；以及

获得分别对应于多个导电区域的多个压力测量；以及

8.一种方法，包括：

将治疗组件以递送状态腔内地定位在人类患者的体腔内，其中神经位于至少接近体腔的壁的组织中，并且其中所述治疗组件包括：

支撑结构；

能量递送元件，由支撑结构携载；以及

压力测量设备，沿着支撑结构定位并且毗邻能量递送元件，其中所述压力测量设备具有第一区域和第二区域；

经由压力测量设备的第一区域获得第一标称压力测量并且经由压力测量设备的第二区域获得第二标称压力测量；

在发起转换之后，监测第一区域处的第一压力并且监测第二区域处的第二压力；

9.如权利要求8所述的方法，其特征在于，腔内地定位治疗组件进一步包括将治疗组件腔内地定位在患者的肾血管内，并且其中与肾功能相关联的神经位于至少接近肾血管的壁的组织中。

10.如权利要求8所述的方法，其特征在于，进一步包括监测在能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件处的阻抗，并且其中：

确定能量递送元件的取向进一步包括：基于第一压力测量、第二压力测量和监测的阻抗确定能量递送元件相对于壁的取向。

11.如权利要求8所述的方法，其特征在于，进一步包括：

监测能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件处的阻抗；

检测监测的阻抗的增加；以及

检测第一和/或第二监测的压力的增加，其中第一和/或第二监测的压力的增加暂时对应于监测的阻抗的增加；以及

12.如权利要求8所述的方法，其特征在于，确定能量递送元件的取向进一步包括将第一压力测量与第二压力测量相比较。

13.如权利要求8所述的方法，其特征在于，进一步包括基于第一和第二压力测量分别确定第一和第二区域中的一个或两者是否与壁接触。

14.如权利要求13所述的方法，其特征在于，进一步包括：向临床医生提供第一和/或第二区域是否形成与壁的接触的指示，并且如果第一或第二区域之一不与壁接触，则命令临床医生重定位治疗组件。

15.如权利要求8所述的方法，其特征在于，经由压力测量设备监测第一和第二压力包括在转换期间连续测量第一和第二压力。

16.如权利要求8所述的方法，其特征在于，经由压力测量设备监测第一和第二压力包括在转换期间以周期间隔测量第一和第二压力以检查能量递送元件的放置。

17.如权利要求8所述的方法，其特征在于，进一步包括经由听觉、视觉或触觉反馈向临床医生提供取向的指示。

18.如权利要求8所述的方法，其特征在于，确定能量递送元件的取向包括确定能量递送元件的对合的角度。

19.一种方法，包括：

将治疗组件腔内地定位在人类患者的肾血管内并且在治疗部位处，其中所述治疗组件包括：

第二能量递送元件和毗邻第二能量递送元件的压力测量设备的对应的第二压力区域，其中第二能量递送元件与第一能量递送元件间隔开一元件间隔距离，并且其中第一和第二压力区域围绕压力测量设备的纵向轴彼此偏移；

监测第一压力测量设备处的压力并检测在第一压力测量设备处的在预定范围之外的第一压力测量；

监测第二压力测量设备处的压力并检测在第二压力测量设备处的在预定范围之外的第二压力测量；以及

20.如权利要求19所述的方法，其特征在于，在第一时刻获得检测到的第一压力测量，以及在第二时刻获得检测到的第二压力测量，并且其中：

21.如权利要求19所述的方法，其特征在于，与肾功能相关联的神经位于至少接近血管的壁的组织中，并且其中所述方法进一步包括经由第一和第二能量递送元件递送能量以在确定血流速度之后调制神经。

22.如权利要求21所述的方法，其特征在于，进一步包括在经由第一和第二能量递送元件递送能量以调制神经之前确定血流速度是否在预定范围内。

23.如权利要求21所述的方法，其特征在于，利用功率递送算法控制经由第一和第二能量递送元件的能量递送，并且其中至少部分地基于血流速度调节经由所述算法的能量递送。

24.如权利要求19所述的方法，其特征在于，所述血流速度是第一血流速度，并且其中：

在向第一和第二能量递送元件发起能量递送之后，所述方法进一步包括：

检测在第一能量递送元件处或以其他方式接近第一能量递送元件处的第三压力测量；

检测在第二能量递送元件处或以其他方式接近第二能量递送元件处的第四压力测量；

25.如权利要求24所述的方法，其特征在于，进一步包括：将在发起能量递送之前确定的第一血流速度与在发起能量递送之后确定的第二血流速度相比较。

26.如权利要求25所述的方法，其特征在于，利用功率递送算法控制经由第一和第二能量递送元件的能量递送，并且所述方法进一步包括基于第一和第二血流速度之间的比较调节功率递送算法。

27.一种方法，包括：

将治疗组件血管内地递送至人类患者的体腔内的治疗部位，其中治疗组件包括压力测量设备，所述压力测量设备具有彼此分离且不同的至少两个压力区域以及能量递送元件，并且其中与肾功能相关联的神经位于至少接近体腔的壁的组织中；

获得在能量递送元件处或以其他方式接近能量递送元件处的第一压力测量；

利用第一压力测量来确定第一参数，第一参数包括下列之中的至少一个：在治疗部位处的第一血流速度、能量递送元件相对于壁的第一取向、和/或在能量递送元件的至少一部分和壁之间的接触的第一程度；

在确定第一参数之后利用能量递送元件调制神经；

在调制神经期间和/或之后获得第二压力测量；以及

利用第二压力测量来确定第二参数，第二参数包括下列之中的至少一个：在治疗部位处的第二血流速度、能量递送元件相对于壁的第二取向、和/或在能量递送元件的至少一部分和壁之间的接触的第二程度。

28.如权利要求27所述的方法，其特征在于，进一步包括在基于第一参数调制神经之前调节功率电平。

29.如权利要求27所述的方法，其特征在于，进一步包括基于第二参数终止调节。

30.如权利要求27所述的方法，其特征在于，进一步包括命令临床医生基于第二参数重定位治疗组件。