JP2019521730A - 血管内圧及び壁厚の測定値に基づいて腎除神経術のために患者の階層化を行うデバイス及び方法 - Google Patents

Abstract

脈波伝播速度を決定するデバイス、システム、及び方法が開示される。装置は、血管内に位置決めすることができる血管内デバイスを含む。血管内デバイスは、近位側部分及び遠位側部分を有する可撓性の細長い部材を含む。圧力センサは、可撓性の細長い部材の遠位側部分に結合することができる。圧力センサは血管内の圧力をモニタリングすることができる。少なくとも１つの撮像素子を、可撓性の細長い部材の遠位側部分に結合することができる。撮像素子は血管の壁厚をモニタリングすることができる。血管内デバイスと連通している処理システムは、圧力のモニタリング及び血管の壁厚のモニタリングを制御することができる。処理システムは、圧力データ及び壁厚データを受信し、血管内の流体の脈波伝播速度を決定することができる。

Description

本開示の実施形態は、全体として、医療用デバイスの分野に関し、より詳細には、腎除神経術のために患者の階層化を行うデバイス、システム、及び方法に関する。

高血圧及びその関連の疾患、慢性心不全（ＣＨＦ）並びに慢性腎不全（ＣＲＦ）は、全世界的に重要で且つ大きな健康問題となっている。これらの疾患の現在の治療は、非薬理学的アプローチ、薬理学的アプローチ、外科的アプローチ及び埋め込みデバイスベースのアプローチを含むあらゆる範囲に及ぶ。数多くの治療オプションがあるにも関わらず、血圧コントロール、並びに、心不全及び慢性腎疾患の進行を阻止する努力は依然として十分ではない。

血圧は、体内の電気的力、機械的力、及びホルモン性の力の複雑な相互作用によって制御される。血圧制御の主な電気的成分は、意識的な制御なしに働く、身体の自律神経系の一部である交感神経系（ＳＮＳ）である。交感神経系は、身体の血圧の調節において重要な役割をそれぞれ果たす、脳、心臓、腎臓、及び末梢血管を接続する。脳は主に電気的な役割を果たし、入力を処理し、ＳＮＳの他の部分へ信号を送信する。心臓は、主に機械的な役割を果たし、より高速で強く拍動することによって血圧を上昇させ、より低速で弱く拍動することによって血圧を低下させる。血管も、機械的な役割を果たし、拡張（血圧を低下させる）又は狭窄（血圧を上昇させる）のどちらかによって血圧に影響を与える。

腎臓は、血圧の制御において、中心的な電気的、機械的、及びホルモン性の役割を果たす。腎臓は、ＳＮＳを通して血圧の上昇又は低下の必要性を信号伝達することによって（電気的）、血液を濾過し、体内の流体量を制御することによって（機械的）、並びに心臓及び血管の活動に影響を与える重要なホルモンを放出して、心血管系のホメオスタシスを維持することによって（ホルモン性）、血圧に影響を与える。腎臓は、ＳＮＳとの間で電気信号を送受信することによって、血圧制御に関連する他の臓器に影響を与える。それらは、腎臓の機械的機能及びホルモン機能を部分的に制御するＳＮＳ信号を、主に脳から受信する。同時に、腎臓はまた、ＳＮＳの他の部分へ信号を送信し、それによって系の他の臓器全ての交感神経活性化のレベルを押し上げることができ、系の電気信号及び対応する血圧の効果を効率的に増幅する。機械的観点から、腎臓は、循環器系内の流体の量に直接影響する、血中の水及びナトリウムの量を制御する役割を担っている。腎臓によって、身体が保持する流体が多くなりすぎた場合、付加された流体量によって血圧が上昇する。最後に、腎臓は、レニン−アンジオテンシン−アルドステロン系（ＲＡＡＳ）を通してイベントのカスケードを活性化させる酵素であるレニンを含む、血圧調節ホルモンを生成する。このカスケードは、血管狭窄、心拍上昇、及び流体保持を含み、交感神経刺激によってトリガすることができる。ＲＡＡＳは、通常、高血圧ではない患者の体内で働くが、高血圧患者の間で過活動になる場合がある。腎臓はまた、他の組織にとって、特に血管、心臓、及び腎臓にとって毒性であり得る、交感神経活性の上昇に応答して、サイトカイン及び他の神経ホルモンを生成する。そのため、腎臓の過活動的な交感神経刺激が、慢性高血圧によって引き起こされる臓器の障害の多くの原因となる。

したがって、腎臓の過活動的な交感神経刺激は、高血圧、ＣＨＦ、ＣＲＦ、及び他の心臓腎臓疾患の進行において重要な役割を果たす。心不全及び高血圧症状は、多くの場合、腎臓の異常に高い交感神経活性化をもたらして、心血管損傷の悪循環を作り出す。腎交感神経活性の上昇によって、身体から除去される水及びナトリウムの量が減少すると共に、レニンの分泌が増加して、腎臓に供給する血管の血管狭窄が生じる。腎血管系の血管狭窄によって腎臓の血流が減少することにより、腎臓が求心性ＳＮＳ信号を脳に送信して、末梢血管狭窄がトリガされ、患者の高血圧が増大する。例えば、腎神経調節又は腎神経叢の除神経を介して、腎交感神経活性を低減させることによって、これらの過程を逆転させる。

腎交感神経活性の結果を制御する試みは、中枢作用性の交感神経遮断薬、アンジオテンシン変換酵素阻害剤及び受容体拮抗薬（ＲＡＡＳを遮断するためのもの）、利尿薬（ナトリウム及び水の腎交感神経介在保持に対抗するためのもの）、並びにβ拮抗薬（レニン放出を低減するためのもの）などの薬物の投与を含んでいた。現在の薬理学的戦略は、有効性の限定、法令順守の問題、及び副作用などの重大な限定事項を有する。

上記のように、腎除神経術は抵抗性高血圧に対する治療の選択肢である。しかしながら、腎除神経術の有効性は患者によって大幅に異なる場合がある。最近、主腎動脈内における圧力／流量パルスの速度（脈波伝播速度、即ちＰＷＶ）は、腎除神経術の成果を示す場合があることが、研究によって示されている。抵抗性高血圧の患者のＰＷＶは非常に高い場合があり（例えば、２０ｍ／秒超過）、そのため、比較的短い腎動脈（例えば、長さ５〜８ｃｍ）のＰＷＶを決定することが困難になり得る。

既存の治療は、それらの意図する目的に対してほぼ適正であったが、全ての面において完全に満足のいくものではなかった。本開示の医療用デバイス、システム、及び関連する方法は、従来技術の欠点の１つ又は複数を克服する。

ＷＯ９９／３４７２４Ａ２は、臨床診断及び治療を改善するための、管状壁の性質を決定するデバイス及び方法に関する。有利には、管状壁の伸展性及び順応性に対応する、管状壁の特性が記録される。より具体的には、該文献は、血管の圧力波速度（ＰＷＶ）の定量的決定を提供し、それによって（特に）、動脈瘤、血管の病変部及び非病変部のヤング率、伸展性、順応性、及び反射係数を特性決定する。

Ｐ．Ｌｕｒｚらの「Ａｏｒｔｉｃ ｐｕｌｓｅ ｗａｖｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ ａｓ ａ ｍａｒｋｅｒ ｆｏｒ ａｒｔｅｒｉａｌ ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ ｐｒｅｄｉｃｔｓ ｏｕｔｃｏｍｅ ｏｆ ｒｅｎａｌ ｓｙｍｐａｔｈｅｔｉｃ ｄｅｎｅｒｖａｔｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｍａｉｎｓ ｕｎａｆｆｅｃｔｅｄ ｂｙ ｔｈｅ ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ」、Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｈｅａｒｔ Ｊｏｕｒｎａｌ、Ｖｏｌ．３６、Ｎｏ．Ｓｕｐｐｌ．１、２０１５年８月１日は、抵抗性動脈高血圧に対する腎交感神経除神経術（ＲＳＤ）後の血圧（ＢＰ）変化に対する、大動脈の脈波伝播速度（ＰＷＶ）によって評価される基準の動脈壁硬化の影響、並びに少なくとも部分的に逆転する大動脈硬化の増大に対するＲＳＤの可能性を評価している。

米国特許出願公開第２０１０／０１１３９４９（Ａ１）号は、細長い血管内医療用デバイスを使用して、体腔内を伝播する脈波の速度を測定するシステム及び方法を開示している。細長い医療用デバイスは、内腔内のある位置で脈波データを収集するように構成された、データ収集デバイスを含むことができる。データ収集デバイスは、速度測定システムと連通して結合され、収集したデータを速度測定システムに出力するように構成される。速度測定システムは、収集データに基づいて、脈波の速度を計算するように構成される。

米国特許出願公開第２０１４／００１２１３３（Ａ１）号は、動脈壁の移動、動脈血流量、動脈血流速度、腎動脈の１つ若しくは複数の選択された位置における時間経過に伴う血圧及び動脈直径を追跡することと、追跡によって得られた結果にしたがって腎除神経治療の有効性を評価することとを含む、除神経治療の有効性を決定する方法を開示している。

本開示は、脈波伝播速度（ＰＷＶ）として知られている生理量の計算について記載する。ＰＷＶは、心臓ポンピングの結果として患者の血管を通って伝播する、圧力波及び流量波の速度を表す。最近の研究で、血液を腎臓に供給する動脈である腎動脈内のＰＷＶは、腎除神経術として知られている治療法が患者において成功するか否かを示すことが示されている。腎除神経術は、高血圧の治療に使用される場合が多い。更に詳細に後述するように、ＰＷＶは、撮像素子を使用した血管壁厚のモニタリング、及び圧力センサを使用した圧力の測定に基づいて計算することができる。撮像素子及び圧力センサは、血管内に位置決めされた血管内デバイスに取り付けることができる。血管内の流体の脈波伝播速度は、圧力と血管壁厚との数学的関係を使用して計算することができる。次に、計算された患者のＰＷＶを使用して、患者が治療の良好な候補であるか否かを決定することができる。例えば、ＰＷＶ測定結果を使用して、ＰＷＶに基づいて腎除神経術の有効性を予測することによって、治療前に、腎除神経術のために患者の階層化を行うことができる。

１つの例示的実施形態では、本開示は、血管内に位置決めすることができる血管内デバイスを備える、血管内の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定のための装置について記載する。血管内デバイスは、近位側部分及び遠位側部分を有することができる、可撓性の細長い部材を含むことができる。圧力センサは、可撓性の細長い部材の遠位側部分に結合することができる。圧力センサは血管内の圧力をモニタリングすることができる。少なくとも１つの撮像素子を、可撓性の細長い部材の遠位側部分に結合することができる。少なくとも１つの撮像素子は、血管の壁厚をモニタリングすることができる。装置は、血管内デバイスと連通していることができるプロセッサを含むことができる。プロセッサは、血管内の圧力のモニタリングを制御することができる。プロセッサはまた、少なくとも１つの撮像素子によって、血管の壁厚のモニタリングを制御することができる。プロセッサは、血管内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データ、及び血管の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データを受信することができる。プロセッサは、圧力データ及び壁厚データに基づいて、流体の脈波伝播速度を決定することができる。

いくつかの事例では、脈波伝播速度は次式によって決定される。

（以下に式（４）としても示される）式中、ｈは血管壁の厚さであり、ｄｈは圧力変化ｄＰの結果としての血管厚の変化である。それに加えて、ρは血管内の流体の密度である。

一例として、血管壁厚ｈは血管の断面で平均をとることができる。例えば、撮像素子の位置における血管の断面を測定することができ、断面の境界の周りで血管壁厚の平均をとることができる。別の例では、血管壁厚ｈは、撮像素子の周りの複数の断面で平均をとることができる。一実施形態では、壁厚は血管壁の１つのセグメントのみで決定される。

それに加えて、式中、血管壁厚ｈは、例えば、光コヒーレンス断層撮影法（ＯＣＴ）に基づいて、撮像素子を用いて決定することができる。ＰＷＶの決定に使用される圧力データは、圧力センサを用いて決定することができる。これは血管における局所的測定値であり得るので、腎動脈除神経術に対する患者の階層化のため、腎動脈内のＰＷＶ決定に非常に適している可能性があるが、他の血管における使用にも適している。

別の例示的実施形態では、本開示は、近位側部分及び遠位側部分を有することができる可撓性の細長い部材を含むことができる血管内デバイスを備える、血管内の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定のための装置について記載する。圧力センサは、可撓性の細長い部材の遠位側部分に結合することができ、血管内の圧力をモニタリングすることができる。装置は、血管の壁厚をモニタリングすることができる、少なくとも１つの撮像素子を含むことができる。或いは、撮像素子は、圧力センサを有する血管内デバイスとは別個の血管内プローブに結合することができる。装置はまた、圧力センサ及び少なくとも１つの撮像素子と連通していることができる、プロセッサを含むことができる。プロセッサは、血管内の圧力の１モニタリング、及び少なくとも１つの撮像素子による血管の壁厚のモニタリングを制御することができる。プロセッサは、圧力センサによる血管内の圧力のモニタリングと、少なくとも１つの撮像素子による血管の壁厚のモニタリングとを同期させることができる。プロセッサは、血管内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データ、及び血管の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データを受信することができる。プロセッサは、圧力データ及び壁厚データに基づいて、流体の脈波伝播速度を決定することができる。

別の例示的実施形態では、本開示は、血管内の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定する方法を記載する。方法は、血管内に位置決めされた圧力センサを用いて血管内の圧力をモニタリングすることと、血管内の壁厚をモニタリングすることとを含む。方法はまた、血管内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データ、及び血管の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データを受信することを含む。方法は、血管内の圧力データ及び血管の壁厚データに基づいて、血管内の流体の脈波伝播速度を決定することを含む。

上述の全体的な説明及び以下の詳細な説明は両方とも、事実上例示的及び説明的なものであり、本開示の範囲を限定することなく、本開示の理解を提供するためのものであることが理解されるべきである。その点に関して、本開示の更なる態様、特徴、及び利点は、以下の詳細な説明によって当業者には明白となるであろう。

添付の図面は、本明細書に記載するデバイス及び方法の実施形態を例証するものであり、説明と併せて、本開示の原理を説明する役割を果たす。なお、図６ａ乃至図７ｃは、脈波が血管を通って移動する際の血管の各様相を示す図である。

圧力センサ及び撮像素子を有する血管内デバイスを含むシステムを示す概略図である。 圧力センサを有する血管内デバイスと撮像素子を有する別個の血管内デバイスとを含むシステムを示す概略図である。 腎臓の解剖学的構造内に位置決めされた血管内デバイスを示す概略図である。 腎動脈のセグメントの断面図を示す概略図である。 腎動脈のセグメントの上に重なる腎神経叢の一部分の斜視図を示す概略図である。 腎動脈のセグメントの上に重なる腎神経叢の一部分の例の斜視図を示す概略図である。 血管を通って移動する脈波と関連付けられた圧力測定値を示すグラフである。 血管内の２つの異なる位置における、血管内を通って移動する脈波と関連付けられた圧力測定値を示すグラフである。 脈波の第１段階における血管内の血管内デバイスを示す概略図である。 図６ａと類似した血管内の血管内デバイスを示す概略図であるが、脈波の第２段階における血管内デバイスを示す概略図である。 図６ａ及び図６ｂと類似した血管内の血管内デバイスを示す概略図であるが、脈波の第３段階における血管内デバイスを示す概略図である。 図６ａに示される脈波の第１段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。 図６ｂに示される脈波の第２段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。 図６ｃに示される脈波の第３段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。 血管内の脈波伝播速度を決定する方法を示す概略フローチャートである。

本開示の原理の理解を深めることを目的として、図示される実施形態を参照し、特定の用語を使用して当該実施形態を説明する。しかし、本開示の範囲の限定を意図していないことは理解されよう。説明されるデバイス、器具、方法に対する任意の変更及び更なる改良、並びに、本開示の原理の任意の更なる応用は、本開示が関連する分野の当業者が普通に想到可能であるように十分に考えられている。具体的には、１つの実施形態に関して説明される特徴、コンポーネント及び／又はステップは、本開示の別の実施形態に関して説明される特徴、コンポーネント及び／又はステップと組み合わされてもよいことが十分に考えられている。更に、本明細書に提供される寸法は、具体例のためであり、様々なサイズ、寸法及び／又は比率を使用して、本開示の概念を実現することが考えられている。しかし、簡潔にするために、これらの組み合わせの非常に多くの繰り返しは個別に説明しない。単純化するために、場合によっては、図面全体を通して同じ参照符号を使用して、同じ又は同様の部品を指す。

本開示は、全体として、腎除神経治療の前に、主腎動脈における脈波伝播速度を決定／測定するデバイス、システム、及び方法に関する。主腎動脈内における圧力／流量パルスの速度（脈波伝播速度、即ちＰＷＶ）は、腎除神経術の成果から予測できるものであり得る。ＰＷＶは、抵抗性高血圧患者において非常に高い場合があり、そのため、比較的短い腎動脈でＰＷＶの正確な測定を行うのが非常に難しい。血管（例えば、腎血管８０）内に位置付けられた複数の圧力センシングデバイスを使用して、血管内のＰＷＶを決定することができる。しかしながら、圧力センサのサンプリング周波数は、腎動脈などの短い血管内のＰＷＶを決定するのにこの方法を使用する場合の限定要因であり得る。ＰＷＶを決定する別のやり方は、「水撃作用」方程式を利用して、無反射期間（例えば、初期収縮期）中の血管内部における圧力及び流量速度の同時の測定値から、ＰＷＶを計算することによるものである。

又は、別の方法として、この無反射期間を使用することができない場合、心周期全体の合計によってＰＷＶを決定する、次の関係を使用することができる。

ρは血液密度、Ｐ及びＵはそれぞれ圧力及び速度である。その方法の不利な点は、血管内流量速度の測定値を必要とすることであり、センサの配向／場所の依存度によって実行が困難になる場合がある。それに加えて、ガイドワイヤ上において、圧力及び流量速度センサはガイドワイヤ上の正確に同じ位置には配置されないため、ＰＷＶ決定の精度が減少する。ＰＷＶを決定する代替のやり方は、圧力の測定と、波による動脈壁の拡張の視覚化とを同時に行うことによるものである。次に、ＰＷＶをブラムウェル・ヒルの式によって決定することができる。

Ａは内腔の断面積、ｄＡは圧力変化ｄＰの結果としての断面積の変化である。或いは、ＰＷＶはメーンズ・コルテベーグの式によって与えられる。

ここで、Ｅはヤング率、ｒは血管半径、ｈは壁厚である。ブラムウェル・ヒルの式は、実際にはメーンズ・コルテベーグの式から導き出されるものであり、内腔半径ｒに関して次式のように書き換えることができる。

血管壁が薄く圧縮不能なものであり、壁厚ｈが内腔直径ｒよりもはるかに小さいものと仮定して、内腔半径の変化は、壁厚の変化ｄｈに関して次式のように表すことができる。

負の符号は、内腔半径が増加した場合に壁厚が減少し、その逆もまた真であることを示す。この式を使用して、壁厚の関数としてＰＷＶを次式のように計算することができる。

いくつかの実施形態では、血管壁厚は心拍と同期して推定することができる。例えば、基準測定は拡張期の終わりに、次の心パルスが出現する直前に行うことができ、第２の測定は、圧力が最大値である最大収縮期圧の時に行うことができる。適切なサンプリングを得る方法は、最高約１００Ｈｚのパルス繰返し数で撮像素子信号をサンプリングすることを伴う場合がある。例えば、壁厚及び圧力両方の最大値及び最小値は、一心周期内で決定することができ、ｄＰ及びｄｈはそれぞれ、圧力及び壁厚の最大値と最小値との差として得られる。この方策は、１心拍当たり１つのＰＷＶ測定値をもたらす。精度を向上させた場合、多数の心周期にわたるＰＷＶ推定値の平均がとられる。

上記のように、腎除神経術は抵抗性高血圧に対する治療の選択肢である。最近の研究で、主腎動脈内における圧力／流量パルスの速度（脈波伝播速度、即ちＰＷＶ）は、腎除神経治療の成果を予測する場合があることが示されている。いくつかの例では、本開示の実施形態は、腎動脈除神経術のために患者を階層化する、腎動脈の脈波伝播速度測定を行うように構成される。腎交感神経活性は、高血圧、心不全、及び／又は慢性腎不全の症状を悪化させる。特に、高血圧は、（１）血管抵抗の増加、（２）心拍数、一回拍出量、及び出力の増加、（３）血管筋の異常、並びに／又は（４）腎臓によるナトリウム保持及びレニン放出という４つのメカニズムのいずれかによって刺激される交感神経系活性の増加と結び付けられている。特にこの第４のメカニズムに関して、腎交感神経系の刺激は、腎機能及びホメオスタシスの維持に影響を与える場合がある。例えば、遠心性腎交感神経活性の増加は、腎血管抵抗の増加、レニンの放出、及びナトリウムの保持をもたらし、それらは全て高血圧を悪化させる。

一例として、血管内加熱又は冷却のどちらかによる熱的神経調節は、腎動脈を取り囲む遠心性及び／又は求心性交感神経線維を無能にすることによって腎交感神経活性を減少させ、腎除神経術を通して腎臓を神経支配し、それには、交感神経系（ＳＮＳ）内の腎神経を選択的に無能にして、ＳＮＳ内に少なくとも不完全伝導ブロックを作り出すことを伴う。

腎損傷又は腎臓ストレスのいくつかの形態は、（例えば、腎臓から脳又は他方の腎臓への）腎臓求心性信号の活性化を誘発する。例えば、一回拍出量又は腎血流の低減である腎虚血は、求心性腎神経活性の活性化をトリガする。求心性腎神経活性の増加によって、全身の交感神経活性化と血管の末梢血管狭窄（狭小化）とが増加する。血管狭窄の増加によって、血管の抵抗が増加し、それによって高血圧がもたらされる。（例えば、脳から腎臓への）遠心性腎神経活性によって更に、求心神経活性及びＲＡＡＳカスケードの活性化が増加して、レニンの分泌増加、ナトリウムの保持、流体の保持、及び血管狭窄を通る腎血流の低減が誘発される。ＲＡＡＳカスケードはまた、血管の全身性血管狭窄に寄与し、それによって高血圧が悪化する。それに加えて、高血圧は、多くの場合、腎臓に供給する血管の血管狭窄及びアテローム硬化型狭窄をもたらし、それによって腎臓の低灌流が起こり、求心性腎神経活性がトリガされる。組み合わせによって、この要因のサイクルは、流体保持と心臓に対する仕事負荷の増加をもたらすので、患者の更なる心血管及び心腎の悪化の一因となる。

腎除神経術は、腎臓に入る電気信号（遠心性交感神経活性）及び腎臓から発する電気信号（求心性交感神経活性）両方に影響を与え、腎臓自体の機械的活性及びホルモン活性、並びにＳＮＳの残りの電気的活性化に影響を及ぼす場合がある。腎臓に対する遠心性交感神経活性の遮断は、流体及び塩の保持を逆転させる（ナトリウム排泄増加及び利尿を増強する）ことによって、流体量と心臓に対する機械的負荷とを低下させ、不適切なレニン放出を低減させることによって、有害なホルモン性ＲＡＡＳカスケードを停止させることによって、高血圧及び関連する心血管疾患を緩和する。

腎臓から脳への求心性交感神経活性を遮断することによって、腎除神経術がＳＮＳ全体の活性レベルを低下させる。したがって、腎除神経術はまた、心臓及び血管など、交感神経系の他の部分の電気刺激を減少させることによって、更なる高血圧治療効果をもたらす。それに加えて、腎神経の遮断は、血管、腎臓、及び心臓に有害なことがあるサイトカイン及びホルモンのレベルを低下させるので、慢性交感神経過活性によって損傷した臓器に対して有益な効果を有する。

更に、腎除神経術は過活動のＳＮＳ活性を低減するので、高血圧に関連する他のいくつかの病的症状の治療に役立つ。ＳＮＳ活性の増加によって特徴付けられるこれらの症状としては、左心室肥大、慢性腎疾患、慢性心不全、インスリン耐性（糖尿病及びメタボリック症候群）、心腎症候群、骨多孔症、並びに心臓突然死が挙げられる。例えば、腎除神経術の他の利益としては、理論的に、インスリン耐性の低減、中枢性睡眠時無呼吸症の低減、心不全における運動筋への灌流の改善、左心室肥大の低減、心房細動患者の心拍数の低減、致死性不整脈の抑止、及び慢性腎疾患における腎機能低下の緩徐化が挙げられる。更に、高血圧を伴って又は伴わずに存在する様々な疾患状態における腎交感神経緊張の慢性的な上昇は、顕在的な腎不全及び末期腎疾患の発展において役割を果たす。求心性腎交感神経信号の低減は全身の交感神経刺激の低減に寄与するので、腎除神経術は、交感神経によって神経支配される他の臓器にも利益をもたらす。したがって、腎除神経術は、様々な病的症状をも、それらが高血圧と直接関連付けられないものであっても緩和する。

いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、抵抗性高血圧の治療における腎除神経術の成果を予測するものである。本明細書に記載するように、コンピューティングデバイスは、計算されたＰＷＶをディスプレイに出力することができる。臨床医は、患者に腎除神経処置を勧めるか否かなど、ＰＷＶを考慮に入れて、治療的及び／又は診断的決定を行う。いくつかの例では、コンピュータシステムは、ＰＷＶ及び／又は他の患者データに基づいて、治療の推奨又は成功見込みの予測を決定し、ディスプレイに出力することができる。つまり、コンピュータシステムは、ＰＷＶを利用して、どの患者が腎除神経術によって利益を得やすいか、及び／又は利益を得にくいかを特定する。

図１ａは、本開示のいくつかの実施形態による例示のシステム１００の概略図である。システム１００は、階層化システムと呼ばれることがあるが、治療目的で患者を階層化するため、血管８０（例えば、動脈、静脈など）における脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定を行うように構成される。例えば、腎動脈のＰＷＶ決定を利用して、患者が腎動脈除神経術に適しているか否かを決定する。システム１００は、血管８０内に位置決めされてもよい血管内デバイス１１０と、インターフェースモジュール１２０と、少なくとも１つのプロセッサ１４０及び少なくとも１つのメモリ１５０を有する処理システム１３０と、ディスプレイ１６０とを含む。

いくつかの実施形態では、システム１００は、身体部分内の血管８０の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定を行うように構成される。血管内システム１００は、ＰＷＶが治療目的で患者の階層化に使用されるという点で、階層化システムと呼ばれることがある。例えば、腎動脈のＰＷＶ決定を利用して、患者が腎動脈除神経術に適しているか否かを決定する。ＰＷＶの決定に基づいて、血管内システム１００を使用して、１人又は複数人の患者を、予測される腎除神経術の治療効果の様々な程度とそれぞれ関連付けられたグループに分類する。任意の適切な数のグループ又はカテゴリが想到される。例えば、グループは、ＰＷＶに基づいて、腎除神経術による治療効果の見込みが低い患者、中程度の患者、及び／又は高い患者それぞれのグループを含む。階層化又は分類に基づいて、システム１００は、１人又は複数人の患者が腎除神経術の適切な候補である程度を推奨することができる。

血管８０は、天然及び人造両方の、流体が満たされた、又は流体で取り囲まれた構造を表す。血管８０は患者の体内にある。血管８０は、心臓血管系、末梢血管系、神経血管系、腎臓血管系、及び／又は体内の他の任意の適切な内腔を含む、患者の血管系の動脈又は静脈としての血管である。例えば、血管内デバイス１１０は、非限定的に、器官（肝臓、心臓、腎臓、胆嚢、膵臓、肺など）、導管、腸、神経系構造（脳、硬膜嚢、脊髄、及び末梢神経など）、泌尿器系、心臓内の弁膜、心室、又は心臓の他の部分、並びに／或いは身体の他の系を含む、あらゆる解剖学的位置及び組織タイプを検査するのに使用される。人体構造に加えて、血管内デバイス１１０は、非限定的に、心臓弁、ステント、シャント、フィルタ、及び他のデバイスなど、人造構造を検査するのに使用される。血管８０の壁は、血管８０内で流体がそこを通って流れる内腔８２を規定する。

血管８０は身体部分内に位置する。血管８０が腎動脈の場合、患者の身体部分は、腹部、腰領域、及び／又は胸領域を含む。いくつかの例では、血管８０は、頭部、頸部、胸部、腹部、腕、鼠径部、脚など、患者の身体の任意の部分内に位置する。

いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、カテーテル、ガイドワイヤ、若しくはガイドカテーテルなどの可撓性の細長い部材１７０、又は患者の血管８０に挿入される他の長く薄い可撓性構造を含む。いくつかの実施形態では、血管８０は、図２に示されるような腎動脈８１である。本開示の血管内デバイス１１０の図示される実施形態は、血管内デバイス１１０の外径を規定する円形の断面プロファイルを有する円筒状プロファイルを有するが、他の例では、血管内デバイスの全体又は一部分は、他の幾何学的断面プロファイル（例えば、卵形、長方形、正方形、楕円形など）又は非幾何学的断面プロファイルを有する。いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、他の機器の受入れ及び／又はガイドのため、その長さの全体又は一部分に沿って延在する内腔を含むか、又は含まない。血管内デバイス１１０が内腔を含む場合、内腔は、血管内デバイス１１０の断面プロファイルに対して心出しされるか又は偏心される。

血管内デバイス１１０又はその様々な構成要素は、非限定例として、プラスチック、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエーテルブロックアミド（ＰＥＢＡＸ）、熱可塑性樹脂、ポリイミド、シリコーン、エラストマー、ステンレス鋼やチタンなどの金属、ニチノールなどの形状記憶合金、及び／又は他の生体適合性材料を含む、様々な材料から製造される。それに加えて、血管内デバイスは、カテーテル、ガイドワイヤ、カテーテルとガイドワイヤとの組み合わせなどを含む、様々な長さ、直径、寸法、及び形状で製造される。例えば、いくつかの実施形態では、可撓性の細長い部材１７０は、約１１５ｃｍ〜１５５ｃｍの範囲の長さを有するように製造される。特定の一実施形態では、可撓性の細長い部材１７０は、約１３５ｃｍの長さを有して製造される。いくつかの実施形態では、可撓性の細長い部材１７０は、約０．３５ｍｍ〜２．６７ｍｍ（１フレンチ〜８フレンチ）の範囲の横断外径又は直径を有するように製造される。一実施形態では、可撓性の細長い部材１７０は、２ｍｍ（６フレンチ）の横断寸法を有するように製造され、それによって血管内デバイス１１０を、患者の腎臓血管系に挿入されるように構成することができる。これらの例は、単に例証目的で提供されるものであり、限定を意図するものではない。いくつかの例では、血管内デバイス１９５は、患者の血管系（又は他の内腔）内部で移動させることができ、それによって血管内から血管の圧力及び壁厚をモニタリングできるように、サイズ及び形状が決められる。

いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、可撓性の細長い部材１７０の長さに沿って配設されたセンサ２０２及びセンサ２０４を含む。センサ２０２、２０４は、血管８０内の状態に関するデータを収集し、特に血管８０の血管壁の変化を特定するように構成される。

一例では、センサ２０２は、光コヒーレンス断層撮影を使用して血管の壁厚を決定できるように、コヒーレント光源（例えば、レーザー源）及び光検出器と連通している、光学撮像素子（例えば、ミラー、レンズ、プリズムなど、及び／又はそれらの組み合わせ）を含む。いくつかの実施例では、センサ２０２は光音響変換器である。

ＯＣＴシステムは、時間領域又は周波数（高精細度）領域のどちらかで動作する。時間領域ＯＣＴでは、基準ミラーなどの走査光学系を長手方向で移動させて基準経路を変化させ、サンプル内の光の反射によって複数の光路を合致させることによって、干渉スペクトルが得られる。反射をもたらす信号は時間に伴ってサンプリングされ、特定の距離で移動する光が検出器内の干渉を作り出す。走査メカニズムを、サンプルを横断する横方向（又は回転方向）で移動させると、サンプルの反射率分布（即ち、イメージングデータセット）が生成され、そこから二次元及び三次元画像を生成することができる。周波数領域ＯＣＴでは、光周波数範囲を放射することができる光源が干渉計を通過し、干渉計は、サンプルから戻ってきた光を同じ光源からの基準光線と組み合わせ、組み合わされた光の強度が光周波数の関数として記録されて干渉スペクトルが形成される。干渉スペクトルのフーリエ変換は、サンプル内の深度に沿って反射率分布を提供する。或いは、波長掃引光源ＯＣＴでは、光周波数の範囲にわたって掃引される、光周波数が調節可能な光源を使用し、干渉光強度を掃引中の時間の関数として記録することによって、干渉スペクトルが記録される。時間領域及び周波数領域システムは更に、共通ビーム経路システム及び差分ビーム経路システムの光学レイアウトに基づいて変動し得る。共通ビーム経路システムは、単一の光ファイバーを通して全ての生成された光を送信して、基準信号及びサンプル信号を発生させ、差分ビーム経路システムは生成された光を分割して、光の一部分がサンプルに向けられ、他の部分が基準面に向けられるようにする。ＯＣＴシステム及び方法は、概して、Ｃａｓｔｅｌｌａらの米国特許第８，１０８，０３０号、Ｍｉｌｎｅｒらの米国特許出願公開第２０１１／０１５２７７１号、Ｃｏｎｄｉｔらの米国特許出願公開第２０１０／０２２０３３４号、Ｃａｓｔｅｌｌａらの米国特許出願公開第２００９／００４３１９１号、Ｍｉｌｎｅｒらの米国特許出願公開第２００８／０２９１４６３号、並びにＫｅｍｐ．Ｎの米国特許出願公開第２００８／０１８０６８３号、米国特許第５，３２１，５０１号、米国特許第７，９９９，９３８号、米国特許第７，９９５，２１０号、米国特許第７，７８７，１２７号、米国特許第７，７８３，３３７号、米国特許第６，１３４，００３号、及び米国特許第６，４２１，１６４号に記載されており、それらそれぞれの内容全体を参照により援用する。

一般に、センサ２０２（及び／又は他の類似のセンサ）を使用して血管からのイメージングデータを取得し、それから処理システム１３０が血管内画像を生成する。処理システム１３０は、血管内画像から、断面積、半径、直径、壁厚、及び／又はセンサから血管壁の距離など、血管と関連付けられた１つ又は複数の測定値を決定することができる。

血管内デバイス１１０はまた、可撓性の細長い部材１７０の遠位側部分に結合された圧力センサ２０４を含むことができる。センサ２０４は、血管８０内の状態に関するデータを収集し、特に血管８０内の圧力をモニタリングするように構成される。更に、センサ２０４は、血管８０内部のセンサ２０４の位置で、流体（例えば、血液）の圧力を周期的に測定する。一例では、センサ２０４は容量性圧力センサであり、又は特に容量性ＭＥＭＳ圧力センサである。別の例では、センサ２０４は圧電抵抗圧力センサである。更に別の例では、センサ２０４は光学圧力センサである。いくつかの例では、センサ２０４は、それぞれＶｏｌｃａｎｏ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから入手可能である、ＰｒｉｍｅＷｉｒｅ ＰＲＥＳＴＩＧＥ（登録商標）圧力ガイドワイヤ、ＰｒｉｍｅＷｉｒｅ（登録商標）圧力ガイドワイヤ、及びＣｏｍｂｏＷｉｒｅ（登録商標）ＸＴ圧力及び流量ガイドワイヤなど、市販の圧力モニタリング素子に見られるものと類似又は同一の構成要素を含む。いくつかの実施形態では、血圧測定値は、血管を通過する脈波を特定するのに使用される。

図６ａに示されるように、センサ２０２、２０４は第１の距離Ｄ離れて配設される。いくつかの実施形態では、距離Ｄは０．５〜１０ｃｍの固定距離である。いくつかの実施形態では、固定距離は０．５ｃｍ未満である。いくつかの例では、２つのセンサは統合され、距離はゼロである。いくつかの実施形態では、距離Ｄは０．５〜２ｃｍ以内である。距離Ｄ１は脈波伝播速度（ＰＷＶ）の計算に使用される。

センサ２０２、２０４は、血管内デバイス１１０の本体内に収容される。センサ２０２、２０４は、血管内デバイス１１０の遠位側部分の周りで円周方向に配設される。他の実施形態では、センサ２０２、２０４は血管内デバイス１１０に沿って線形的に配設される。センサ２０２、２０４は１つ又は複数の変換器素子を含む。センサ２０２及び／又はセンサ２０４は、血管内デバイス１１０の長さに沿って移動可能であり、及び／又は血管内デバイス１１０の長さに沿って静止位置で固定される。センサ２０２、２０４は、血管内デバイス１１０のセンサの平面アレイ又は別の形で適切に形作られたアレイの一部である。いくつかの実施形態では、可撓性の細長い部材１７０の外径は、センサ２０２、２０４の外径以上である。いくつかの実施形態では、可撓性の細長い部材１１０及びセンサ２０２、２０４の外径は約１ｍｍ以下であり、それは、血管８０内の圧力波測定値に対する血管内デバイス１１０の影響を最小限に抑える助けとなる。いくつかの例では、図１ａ、図１ｂ、図３ａ、及び図３ｂの血管８０は、図２の血管８１と一致する腎血管であり、腎動脈は約５ｍｍの同等の円形直径を有する断面を有し、血管内デバイス１１０の１ｍｍの外径は血管の４％未満を閉塞する。

処理システム１３０は血管内デバイス１１０と連通している。例えば、処理システム１３０は、インターフェースモジュール１２０を通して、センサ２０２及び／又はセンサ２０４を含む血管内デバイス１１０と連通する。プロセッサ１４０は、任意の数のプロセッサを含み、コマンドを送信し、血管内デバイス１１０から応答を受信する。いくつかの実現例では、プロセッサ１４０は、圧力センサ２０４による血管８０内の圧力のモニタリングを制御し、且つ／又は撮像素子２０２による血管８０の壁厚のモニタリングを制御する。特に、プロセッサ１４０は、センサ２０２、２０４の活性化をトリガして、特定の時間にデータを得るように構成される。センサ２０２、２０４からのデータは、処理システム１３０のプロセッサによって受信される。他の実施形態では、プロセッサ１４０は、血管内デバイス１１０から物理的に分離されるが、（例えば、無線通信を介して）血管内デバイス１１０と連通している。いくつかの実施形態では、プロセッサはセンサ２０２、２０４を制御するように構成される。

処理システム１３０はまた、血管８０内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データを受信し、血管８０の壁厚のモニタリングと関連付けられたイメージングデータを受信することができる。いくつかの実施形態では、インターフェースモジュール１２０は、圧力センサ２０４からの圧力モニタリングに対応する圧力信号と、撮像素子２０２からの壁厚モニタリングに対応するイメージング信号の両方を受信することができる。他の例では、別個のインターフェースモジュールが圧力及びイメージングデータ用に設けられる。インターフェースモジュール１２０は、受信した圧力センサ信号及び／又は受信した撮像素子信号の処理、前処理、及び／又はサンプリングを行うことができる。インターフェースモジュール１２０は、圧力データ及び壁厚データを処理システム１３０に転送することができる。いくつかの実施形態では、受信データは処理システム１３０のメモリ１５０に格納される。

プロセッサ１４０は、センサに命令する、データを受信し処理するなどの論理機能を行うことができる、電力ピン、入力ピン、及び出力ピンを備えた集積回路を含む。プロセッサ１４０は、マイクロプロセッサ、コントローラ、デジタル信プロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、又は等価の離散的若しくは集積論理回路構成のうち任意の１つ又は複数を含む。いくつかの例では、プロセッサ１４０は、１つ若しくは複数のマイクロプロセッサ、１つ若しくは複数のコントローラ、１つ若しくは複数のＤＳＰ、１つ若しくは複数のＡＳＩＣ、又は１つ若しくは複数のＦＰＧＡ、並びに他の離散的又は集積論理回路構成の任意の組み合わせなど、複数の構成要素を含む。本明細書のプロセッサ１４０に与えられた機能は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア、又はそれらの任意の組み合わせとして実現される。

処理システム１３０は、他の機能の中でも特に、本明細書に記載の脈波伝播速度の決定方法を実現するプログラマブルコード命令を実行する、１つ又は複数のプロセッサ又はプログラマブルプロセッサ装置を含む。処理システム１３０は、コンピュータ及び／又は他のタイプのプロセッサベースのデバイス内に統合される。例えば、処理システム１３０は、血管内デバイス１１０の動作を制御又は指令する制御信号を生成するのに使用される、コンソール、タブレット、ラップトップ、携帯デバイス、又は他のコントローラの一部である。いくつかの実施形態では、ユーザは、血管内デバイス１１０の動作のプログラミング若しくは指令、及び／又はディスプレイ１６０の様相の制御を行う。いくつかの実施形態では、処理システム１３０は、有線及び／又は無線通信技術を介することを含めて、血管内デバイス１１０と直接（例えば、インターフェースモジュール１２０を用いずに）通信している。

更に、いくつかの実施形態では、インターフェースモジュール１２０及び処理システム１３０は、集められ、及び／又は同じシステム、ユニット、シャーシ、若しくはモジュールの一部である。インターフェースモジュール１２０及び処理システム１３０は共に、センサデータをアセンブルし、処理し、画像としてディスプレイ１６０に表示するようにする。例えば、様々な実施形態では、インターフェースモジュール１２０及び／又は処理システム１３０は、センサ２０２、２０４を構成する制御信号を生成し、センサ２０２、２０４を活性化させる信号を生成し、センサデータの計算を行い、センサデータの増幅、フィルタ処理、及び／又は統合を行い、センサデータを表示用の画像としてフォーマット化する。これらのタスク及び他のものの割当ては、インターフェースモジュール１２０と処理システム１３０との間で様々な形で分散される。特に、処理システム１３０は、受信したセンサデータを使用して、血管８０内部の流体（例えば、血液）の脈波伝播速度を計算する。インターフェースモジュール１２０は、処理システム１３０から血管内デバイス１１０への制御信号の伝達、並びに血管内デバイス１１０から処理システム１３０への圧力データの伝達を容易にするように構成された回路構成を含むことができる。いくつかの実施形態では、インターフェースモジュール１２０はセンサ２０２、２０４に電力を供給することができる。いくつかの実施形態では、インターフェースモジュールは、処理システム１３０に伝達する前に、信号調整及び／又は圧力の前処理を行うことができる。

処理システム１３０は、患者に位置付けられた電極からＥＣＧデータを得るように構成された、心電計（ＥＣＧ）コンソールと連通している。ＥＣＧ信号は心臓の電気活性を表し、患者の心周期及び／又はその部分を特定するのに使用することができる。いくつかの例では、処理システム１３０は、血管内デバイス１１０から得た圧力データが心周期全体及び／又はその一部分のどちらにわたって得られているかに基づいて、ＰＷＶを計算するのに異なる式を利用することができる。ＥＣＧデータは、心周期の他の部分の中でも特に、過去、現在、及び次の心周期の開始と終了、収縮期の開始と終了、拡張期の開始と終了を特定するのに使用することができる。いくつかの例では、ＥＣＧ信号の１つ又は複数の特定可能な特徴（非限定的に、Ｐ波の開始、Ｐ波のピーク、Ｐ波の終了、ＰＲ間隔、ＰＲセグメント、ＱＲＳ群の始まり、Ｒ波の開始、Ｒ波のピーク、Ｒ波の終了、ＱＲＳ群の終了（Ｊ点）、ＳＴセグメント、Ｔ波の開始、Ｔ波のピーク、及びＴ波の終了を含む）を利用して、心周期の関連部分を選択することができる。ＥＣＧコンソールは、Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．から入手可能なＰａｇｅＷｒｉｔｅｒ心電計システムなど、市販のＥＣＧ素子に見られるものと類似又は同一の特徴を含む。

様々な周辺デバイスは、処理システム１３０の入出力の機能性を可能にするか、又は改善する。かかる周辺デバイスとしては、必ずしもそれらに限定されないが、標準的な入力デバイス（マウス、ジョイスティック、キーボードなど）、標準的な出力デバイス（プリンタ、スピーカー、プロジェクタ、グラフィカルディスプレイスクリーンなど）、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、フラッシュドライブ、ネットワーク接続、及び処理システム１３０とシステム１００の他の構成要素との電気接続を挙げることができる。非限定例として、処理システム１３０は、血管内デバイス１１０からの信号を操作して、獲得した圧力データ、イメージングデータ、ＰＷＶの計算、及び／又はそれらの組み合わせを表す画像を、ディスプレイ１６０上に生成する。かかる周辺デバイスはまた、血管内デバイス１１０及び／又は処理システム１３０の一般動作を可能にするプロセッサ命令を含むソフトウェアをダウンロードするのに、また例えば、血管内デバイス１１０に結合された補助デバイスの動作を制御する動作を実施するソフトウェア実装プログラムをダウンロードするのに使用される。いくつかの実施形態では、処理システム１３０は、広範囲の中央又は遠隔分散データ処理スキームで用いられる複数の処理装置を含む。

メモリ１５０は、例えば、読出し専用メモリ、ランダムアクセスメモリ、ＦＲＡＭ（登録商標）、又はＮＡＮＤフラッシュメモリなどの半導体メモリである。メモリ１５０は、プロセッサ１４０がメモリ１５０への書込み及びそこからの読出しを行うように、プロセッサ１４０及び関連するプロセッサとインターフェース接続する。例えば、プロセッサ１４０は、血管内デバイス１１０及び／又はインターフェースモジュール１２０からデータを受信し、そのデータをメモリ１５０に書き込むように構成される。このように、一連のデータ読出しがメモリ１５０に格納される。プロセッサ１４０は、メモリ１５０の消去又は上書き、メモリ１５０が一杯なときの検出、及び半導体メモリの管理と関連付けられた他の共通機能など、他の基本的なメモリ機能を行うことができる。

処理システム１３０は、受信した圧力データ及び壁厚データを使用して、血管内部の流体（例えば、血液）の脈波伝播速度を決定（例えば、計算）することができる。いくつかの実施形態では、血管は動脈である。一例では、血管は腎動脈である。いくつかの実施形態では、処理システム１３０は、式（４）を使用して脈波伝播速度を計算することができる。一例では、プロセッサ１４０は、受信した圧力データ及び壁厚データを同期させ、同期したデータを使用して、式（４）の脈波伝播速度を計算することができる。上述したように、式（４）は、血管壁厚ｈ、血管壁厚の変化ｄｈ、圧力の変化ｄＰ、並びに血管内の流体の密度ρを使用する。

一例では、圧力センサ信号及び撮像素子信号をプロセッサ１４０によって同期させることができる。インターフェースモジュール１２０はタイマーを含むことができ、プロセッサ１４０は、インターフェースモジュール１２０に連通することによって、インターフェースモジュール１２０のタイマーをプロセッサタイマーと同期させることができる。それに加えて、インターフェースモジュール１２０は、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４から受信した信号のサンプリングを行うことができ、サンプリングしたデータに対するタイムスタンプを含むことができ、次にタイムスタンプを押されたデータをプロセッサ１４０に送信することによって、血管内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データと、プロセッサ１４０によって受信された血管の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データとがタイムスタンプを押され、プロセッサ１４０は、受信したタイムスタンプに基づいてデータを同期することができる。

或いは、インターフェースモジュール１２０の代わりに、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４は、サンプリングを行い、サンプリングしたデータをインターフェースモジュール１２０に送信することができる。撮像素子２０２及び圧力センサ２０４はタイマーを含むことができ、プロセッサ１４０は、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４に連通することによって、それらをプロセッサタイマーと同期させることができる。したがって、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４から受信したデータはタイムスタンプを含むことができ、インターフェースモジュール１２０は、タイムスタンプを使用して、受信したデータを同期し、次にそれをプロセッサ１４０に送信することができる。別の例では、インターフェースモジュール１２０は、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４から受信したタイムスタンプを押されたデータを、プロセッサ１４０に送信することができ、プロセッサ１４０は、受信したタイムスタンプに基づいてデータを同期することができる。

いくつかの実施形態では、本明細書に記載するように、ＥＣＧ信号の１つ又は複数の特徴を使用して、同期された形でセンサ２０２、２０４によるデータ収集をトリガすることができる。

いくつかの実施形態では、撮像素子２０２は血管内デバイス１１０の一部でなくてもよい。例えば、撮像素子２０２は、別個の血管内デバイスに結合されるか、又は外部イメージングデバイスの一部である。

図１ｂを参照すると、圧力センサを有する血管内デバイスと撮像素子を有する別個の血管内デバイスとを含む、システム１０１の概略図が示されている。システム１０１は、血管８０内部に、第１の血管内デバイス１９５及び第２の血管内デバイス１９６を含む。第１の血管内デバイス１９５は圧力センサ２０４を含み、第２の血管内デバイス１９６は撮像素子２０２を含む。システム１０１は、階層化システムと呼ばれることがあるが、治療目的で患者を階層化するため、血管（例えば、動脈、静脈など）における脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定を行うように構成される。システム１０１は、インターフェースモジュール１２０を通して、図１ａに示される、プロセッサ１４０及びメモリ１５０を有する処理システム１３０に結合することができ、ＰＷＶ決定を行うことができる。例えば、患者が腎動脈除神経術に適しているか否かを決定するのに利用される、腎動脈のＰＷＶ決定を行うことができる。一般に、圧力センサ２０４はガイドワイヤ又はカテーテルの一方に結合され、撮像素子２０２はガイドワイヤ又はカテーテルの他方に結合される。いくつかの例では、第１の血管内デバイス１９４はガイドワイヤであり、第２の血管内デバイス１９６はカテーテルである。第１及び第２の血管内デバイス１９４、１９６は、いくつかの実施形態では、血管８０内で横に並べて位置決めすることができる。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤは、カテーテル及びガイドワイヤが同軸であるようにして、少なくとも部分的にカテーテルの内腔を通って延在し、内腔内に位置決めすることができる。

図２は、ヒトの腎臓の解剖学的構造内に位置決めされた血管内デバイス１１０を示している。ヒトの腎臓の解剖学的構造は、腎臓の口９２で腹大動脈９０から分岐して腎臓１０の門９５に入る左右腎動脈８１によって、酸素化血液が供給されている腎臓１０を含む。腹大動脈９０は腎動脈８１を心臓に接続する。脱酸素化血液は、腎静脈２０１及び下行大静脈２１１を介して、腎臓１０から心臓に流れる。具体的には、腹大動脈を通って左腎動脈８１内へと延在する、血管内デバイス１１０が示されている。代替実施形態では、カテーテルは、下方の腎血管１１５も通って移動するようにサイズ決めされ構成される。

左右の腎神経叢又は神経２２１は、左右腎動脈８１をそれぞれ取り囲む。解剖学的に、腎神経２２１は、腎動脈８１を取り囲む外膜細胞内の１つ又は複数の神経叢を形成する。本開示の目的のため、腎神経は、任意の個別の神経又は神経叢及び神経節として定義され、それらは、神経信号を腎臓１０との間でやり取りし、解剖学的には、腎動脈８１の表面上、腎動脈８１が大動脈９０から分岐する腹大動脈９０の部分、及び／又は腎動脈８１の下方の分岐上に位置する。神経叢に寄与する神経線維は、腹腔神経節、最下内蔵神経、腎皮質神経節、及び大動脈神経叢から生じる。腎神経２２１は、それぞれの腎動脈と密接に関連して、それぞれの腎臓１０の基質内まで延在する。神経は、腎動脈の分枝によって、腎臓１０の血管、糸球体、及び細管に分配される。各腎神経２２１は、一般に、腎臓の門９５の範囲でそれぞれの腎臓１０に入るが、腎動脈８１、又は腎動脈８１の分枝が腎臓１０に入る位置を含む任意の位置で、腎臓１０に入ることができる。

適切な腎機能は、高血圧症状を回避するために、心疾患ホメオスタシスを維持するために必須である。ナトリウムの排出は、適切な細胞外流体量及び血液量を維持し、最終的に流体量及び血液量の影響を最制御する鍵である。定常状態下で、動脈圧力は、尿量と水及びナトリウムの摂取とのバランスをもたらす圧力レベルまで上昇する。異常な腎臓機能によって、腎神経２２１による腎臓の交感神経過剰刺激によって起こるように、腎臓がナトリウム及び水を過度に保持している場合、動脈圧力は、ナトリウム排出を摂取に等しい量に維持するレベルまで増加する。高血圧患者では、ナトリウムの摂取と排出のバランスは、部分的には腎神経２２１による腎臓の交感神経刺激の結果として、動脈圧力の上昇を犠牲にして達成される。腎除神経術は、腎臓１０の遠心性及び求心性交感神経活性を遮断又は抑制することによって、高血圧の症状及び後遺症を緩和する助けとなる。

いくつかの実施形態では、図１ａ及び図１ｂの血管８０は、図２の血管８１と一致する腎血管であり、脈波伝播速度は腎動脈内で決定される。処理システム１３０は、腎動脈内の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定する。処理システム１３０は、腎動脈の脈波伝播速度に基づいて、腎除神経療法の推奨を決定する。例えば、腎除神経術から治療的利益を得やすい、又は得にくい患者が、ＰＷＶに基づいて選択される。その点に関して、腎血管内の血液のＰＷＶに少なくとも部分的に基づいて、処理システム１３０は、腎除神経術のための患者階層化を行うことができる。

図３は、単一の血管内に存在する様々な腔内特性及び腔内外距離を示す、腎動脈８１のセグメントをより詳細に示している。特に、腎動脈８１は、長手方向軸線ＬＡに沿って腎動脈を通って長さ方向で延在する内腔３３５を含む。内腔３３５は管状の通路であって、酸素化血液が腹大動脈から腎臓へと流れるのを可能にする。腎交感神経２２１は、腎動脈８１を取り囲む外膜内で延在することができ、遠心性（中枢神経系から離れて伝導する）及び求心性（中枢神経系に向かって伝導する）両方の腎神経を含む。

腎動脈８１は、本質的に健康な内腔の直径Ｄ１と腔内外距離Ｄ２とを有する第１の部分３４１、狭い不規則な内腔と、プラーク３６０、３７０の形態であるアテローム硬化型の変化によって拡大した腔内外距離Ｄ３とを有する第２の部分３４２、及び狭い内腔と、厚くなった動脈壁によって拡大した腔内外距離Ｄ２’とを有する第３の部分３４３を含む。したがって、血管、例えば腎動脈８１の腔内輪郭は、血管の長さに沿って大きく変動する。

図４ａ及び図４ｂは、腎動脈８１の部分３４１、３４３、３４２それぞれを斜視図で示して、腎動脈８１に並ぶ腎交感神経２２１を示している。図４ａは、腎動脈８１の外表面に付着された分岐するネットワークとして概略的に示されている、腎神経２２１を含む腎動脈８１の部分３４１を示している。腎神経２２１は、腎動脈８１の長手方向軸線ＬＡに沿って長さ方向で延在することができる。高血圧の場合、脊髄から腎臓１０まで通る交感神経は、ノルエピネフリンを生成するように身体に信号伝達し、それが信号のカスケードにつながり、最終的に血圧が上昇する。腎神経２２１の腎除神経術は、この応答を除去又は減少し、正常な血圧に戻るのを容易にする。

腎動脈８１は、動脈の円周を取り囲み、動脈の角度軸θの周りで螺旋状に進む、平滑筋細胞３３０を有する。腎動脈８１の平滑筋細胞３３０は、腎動脈８１の長手方向軸線ＬＡに対して横断方向（即ち、非平行）で延在する、より長い寸法を有する。腎神経２２１及び平滑筋細胞３３０の長さ方向寸法のミスアライメントは、「細胞ミスアライメント」として定義される。腎神経２２１及び平滑筋細胞３３０のこの細胞ミスアライメントは、平滑筋に対する影響を少なくして腎神経に選択的に影響を与えるように利用される。

図４ａでは、腎動脈８１の第１の部分３４１は、長手方向軸線ＬＡに沿って腎動脈を通って長さ方向で延在する内腔３４０を含む。いくつかの例では、内腔３４０は円筒状の通路であって、酸素化血液が腹大動脈から腎臓へと流れるのを可能にする。内腔３４０は、腎動脈８１の血液接触面を形成する内腔壁３５０を含む。距離Ｄ１は、内腔３４０の内腔径に対応し、血流内腔の直径又は周囲を規定する。距離Ｄ２は、壁厚に対応し、内腔壁３５０と腎神経２２１との間に存在する。比較的健康な腎動脈８１は、内腔３４０に対してほぼ均一な距離Ｄ２又は壁厚を有する。比較的健康な腎動脈８１は、大動脈付近の近位側部分から腎臓付近の遠位側部分まで、単位長さごとに断面積及び体積が実質的に規則的に減少する。

図４ｂは、長手方向軸線ＬＡに沿って腎動脈を通って長さ方向で延在する内腔３４０’を含む、腎動脈８１の第３の部分３４３を示している。内腔３４０’は、腎動脈８１の血液接触面を形成する内腔壁３５０’を含む。一部の患者では、腎動脈の平滑筋壁は他の患者よりも厚く、その結果、図３に示されるように、腎動脈８１の第３の部分３４３の内腔は他の患者の腎動脈と比べて直径が小さい。いくつかの例では、内腔３４０’は、図４ａに示される内腔３４０よりも直径及び断面積が小さく、酸素化血液が腹大動脈から腎臓へと流れるのを可能にする円筒状の通路である。距離Ｄ２’は、内腔壁３５０’と腎神経２２１との間に存在し、図４ａに示される距離Ｄ２よりも大きい。

図５ａは、血管を通って移動する脈波と関連付けられた圧力測定値のグラフ５００である。グラフ５００は、血管を通って移動する流体、例えば血液の圧力曲線５０２を示している。横軸５０４は時間を表すことができ、縦軸５０６は水銀柱ミリメートル単位の流体圧を表すことができる。例えば、グラフ５００は、それぞれ約１秒かかる（毎分約６０拍の心拍に対応する）２つの完全なパルスを描いている。一例として、図５ａの曲線５０２は、特定の地点における、例えば血管８０内部の圧力センサ２０４の位置における、時間の関数としての圧力波を表すことができる。

図５ｂは、血管内の２つの異なる位置における、血管内を通って移動する脈波と関連付けられた圧力測定値のグラフを示している。グラフ５１０は、血管内の第１の位置における、血管を通って移動する流体、例えば血液の圧力曲線５１２を示し、グラフ５２０は、血管内の第２の位置における流体の圧力曲線５２２を示している。いくつかの例では、第２の位置は、第１の位置よりも流体流の遠位側又は下流側である。グラフ５１０及び５２０の横軸５０４は時間を表すことができ、縦軸５０６は水銀柱ミリメートル単位の流体圧を表すことができる。圧力曲線５１２及び５２２は、任意の所与の時間における２つの位置の間の圧力の著しい変化を示している。したがって、圧力センサ２０４及び撮像素子２０２を互いに近接させて保って、それらが血管内部の同じ位置をモニタリングするようにすること、並びに／又は圧力センサ及び撮像素子信号のサンプリングを高分解能にして、結果として得られる圧力データ及び壁厚データを同期させるのを可能にすることが重要であり得る。いくつかの例では、可撓性の血管では、圧力の増加／減少に対応して血管の拡張／収縮が起こるが、それを血管８０の断面積の関連する増加／減少によってモニタリングすることができる。

いくつかの実施形態では、圧力は、血管の断面積のモニタリングの１ｃｍ以内でモニタリングすることができる。図１ａを再び参照すると、圧力センサ２０４は、血管内デバイス１１０の可撓性の細長い部材１７０の長さに沿って、撮像素子２０２の１ｃｍ以内に位置決めすることができる。一例では、この制限を血管内デバイス１１０の設計仕様に組み込むことができる。また、図１ｂを再び参照すると、圧力センサ２０４は、血管内デバイス１９５及び血管内デバイス１９６が血管８０に挿入されているとき、撮像素子２０２の１ｃｍ以内に位置決めすることができる。一例では、圧力センサ２０４及び撮像素子２０２を、ガイドワイヤを使用して１ｃｍ以内で機械的に整列させて、血管内デバイス１９５及び血管内デバイス１９６の挿入長さを調節することができる。また、撮像素子２０２を使用して、撮像素子２０２と圧力センサ２０４との間の距離を見出すことができ、ガイドワイヤを使用して、１ｃｍ以内で距離を調節／位置合わせし、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４を位置合わせされたまま保つことができる。それに加えて、図１ａのプロセッサ１４０上で実行する制御モジュールなどの別個のシステムが、血管内デバイス１１０に結合されたガイドワイヤ、及び撮像素子の位置を制御し、それらを位置合わせされたまま保つことができる。或いは、図１ｂを再び参照すると、撮像素子２０２とは別個のイメージングシステムが、圧力センサ、及び／又は撮像素子２０２の位置をモニタリングすることができ、プロセッサ１４０を通して、撮像素子２０２及び圧力センサ２０４を位置合わせされたまま保つことができる。

いくつかの実施形態では、血管内の波の速度を８ｍ／秒、静脈直径を５ｍｍ、波圧力を４０ｍｍＨｇ、壁厚を０．３ｍｍと仮定して、ｄｈを１０μｍと決定することができ、ＰＷＶが１０ｍ／秒の場合、ｄｈは６．５μｍである。したがって、壁厚評価の空間分解能は、３．５μｍの壁の変化を検出できる必要がある。最大２０ｍ／秒の更に大きいＰＷＶを仮定すると、壁厚評価の空間分解能は、２０ｍ／秒のＰＷＶと１８ｍ／秒のＰＷＶとを区別できるためには、０．４μｍの壁の変化を検出できる必要がある。そのため、撮像素子２０２の空間分解能は、好ましくは０．４μｍ以上、より好ましくは１．０μｍ以上、更に好ましくは２．０μｍ以上、最も好ましくは３．０μｍ以上である。例えば、好ましい実施形態では、撮像素子２０２の空間分解能は、０．４〜４．０μｍの範囲、好ましくは１．０〜４．０μｍの範囲、より好ましくは２．０〜４．０μｍの範囲、最も好ましくは３．０〜４．０μｍの範囲である。いくつかの例では、測定値はＯＣＴを用いて決定することができる。

図６ａ〜図６ｃは、血管を通って移動する脈波として、血管の様相を示している。図６ａ〜図６ｃは、本開示の一実施形態による、脈波が血管を通って移動しているときの血管内デバイス１９５を含む血管の概略例である。上述したように、図６ａ〜ｃの血管は可撓性であり、したがって圧力が血管を通って移動するにつれて、その断面積が変化する。グラフ６１０は、血管８０内の異なる瞬間における位置の関数としての圧力波を示している。図に示されるように、血管８０は拡張することができ、圧力パルスが増加するにつれて、その断面積は増加することができ、又はその壁厚は減少（延伸）することができる。特に、破線６０４は、異なる瞬間に測定された特定の断面を示している。図６ａは、脈波の第１段階における血管８０内の血管内デバイス１９５を示す概略図である。この段階で、圧力波はその最大値であり、血管の境界は拡張していない（例えば、血管壁６０５は延伸していない）。図６ｂは、図６ａに類似しているが、圧力波が脈波の最小値とピークとの中間にあり、血管の境界が多少拡張し、血管壁６０５が多少延伸しているときの第２段階にある、血管８０内の血管内デバイス１９５を示す概略図６３０である。図６ｃは、図６ａ及び６ｂに類似しているが、圧力波が本質的にピークにあり、血管の境界が本質的にその最大拡張にあり、血管壁６０５が本質的に最大限延伸しているときの第３段階にある、血管８０内の血管内デバイス１９５を示す概略図６５０である。

図７ａ〜図７ｃは、血管内デバイス１９５が血管８０内部にある血管８０の断面図の概略例を示している。図７ａ〜図７ｃは、３つの異なる時点における、図６ａ〜図６ｃに対応する特定の位置にあるものなど、血管８０の特定の位置の断面境界を示している。例えば、図７００、７２０、及び７４０は、破線６０４によって指定される特定の位置における、図６ａ〜図６ｃの圧力波６０２が最小のとき、最小値とピークとの中間のとき、及び本質的にピークのときの断面積を示している。図はまた、断面の半径７０４、並びに断面内部の血管内デバイス１９５を示している。図示されるように、圧力波によって、血管８０の境界は拡張することができ、例えば、壁は延伸し、また狭くなることができる。グラフに示されるように、血管の断面積（即ち、半径７０４）は、図面７００〜７４０の間で増加することができる。特に、図７ａは、図６ａに示される脈波の第１段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。図７ｂは、図６ｂに示される脈波の第２段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。図７ｃは、図６ｃに示される脈波の第３段階と関連付けられた血管の断面図を示す概略図である。図７ａ〜ｃに示されるように、図７ａから図７ｃまで圧力が増加するにつれて、半径７０４が増加し、壁厚７０１、７０２、７０３は減少（延伸）する。

図８は、血管内の脈波伝播速度を決定する方法８００を示すフロー図を提供する。方法８００は、図１ａ、図１ｂ、図２、図６ａ、図６ｂ、及び図６ｃを参照して実施することができる。ステップ８０２で、圧力が、血管、例えば血管８０内でモニタリングされる。圧力は、図１ａ、図１ｂ、図２、図６ａ、図６ｂ、及び図６ｃに示される圧力センサ２０４を用いて、モニタリングすることができる。圧力センサは、血管８０内部に位置決めされる血管内デバイス１９５の一部であることができる。図１ａに示されるように、圧力センサ２０４は、プロセッサ１４０が圧力センサ２０４の圧力モニタリングを制御することができるように、インターフェースモジュール１２０を通してプロセッサ１４０と連通することができる。一例では、プロセッサは、圧力センサ２０４による圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データを受信することができる。一例では、インターフェースモジュール１２０は、圧力センサから圧力モニタリングに対応する信号を受信することができ、圧力信号をサンプリングして圧力データを提供することができる。いくつかの例では、ステップ８０２及び８０４は任意の順序で行われるか、又は同時に行われる。

方法８００のステップ８０４で、血管８０の壁厚がモニタリングされる。血管８０の断面は、図１ａ、図１ｂ、図２、図６ａ、図６ｂ、及び図６ｃに示される撮像素子２０２によってモニタリングすることができる。血管８０の断面をモニタリングすることによって、その断面の血管壁厚をモニタリングすることができる。一例では、撮像素子は、血管８０内部に位置決めされる血管内デバイス１９５の一部であることができる。別の例では、撮像素子は、血管内部の別個の血管内デバイス１９６の一部であることができ、又は撮像素子は血管８０の外部であることができる。図１ａに示されるように、撮像素子２０２は、プロセッサ１４０が撮像素子２０２の壁厚モニタリングを制御することができるように、インターフェースモジュール１２０を通してプロセッサ１４０と連通することができる。一例では、プロセッサは、撮像素子２０２による血管８０の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データを受信することができる。一例では、インターフェースモジュール１２０は、撮像素子２０２から壁厚モニタリングに対応する信号を受信することができ、受信した信号をサンプリングして、壁厚データを提供することができる。

図２を再び参照すると、血管内デバイス１１０（例えば、ガイドワイヤ又はカテーテル）は、腎臓の解剖学的構造内で位置決めすることができる。いくつかの例では、血管内デバイス１１０を挿入する前に、ガイドワイヤ又はガイドカテーテルが、標準的な経皮技術を使用して、患者の大動血管系に導入される。ガイドワイヤ又はガイドカテーテルが、図２の図示される実施形態では左腎動脈８１である、標的血管内で位置決めされると、血管内デバイス１１０は、ガイドワイヤを越えて、又はガイドカテーテルを通して患者の動血管系に導入され、対象範囲まで前進させられる。代替例では、血管内デバイス１１０は、患者の体外のガイドワイヤ又はガイドカテーテルに結合され、ガイドワイヤ／ガイドカテーテル及び血管内デバイス１１０は両方とも、患者に導入され、対象範囲まで同時に前進させられる。それに加えて、ユーザは、患者の血管系内における血管内デバイス１１０の案内及び位置決めを支援するため、非限定例として、蛍光透視、超音波、ＣＴ、又はＭＲＩなどの外部イメージングを利用する。いくつかの例では、血管内デバイス１１０は、ガイドワイヤ又はガイドカテーテルを使用せずに導入される。

方法８００のステップ８０６で、血管８０内の圧力のモニタリングと関連付けられた圧力データが受信される。また、血管８０の壁厚のモニタリングと関連付けられた壁厚データが受信される。上述したように、インターフェースモジュール１２０は、圧力センサ２０４からの圧力モニタリングに対応する信号と、撮像素子２０２からの壁厚モニタリングに対応する信号の両方を受信することができる。一例では、インターフェースモジュール１２０は、受信した信号をサンプリングし、壁厚データ及び圧力データをプロセッサ１４０に提供することができる。

方法８００のステップ８０８で、血管８０内の圧力データ及び血管８０の壁厚に基づいて、血管８０内の流体の脈波伝播速度が決定される。一例では、撮像素子２０２は、血管８０の特定の断面における血管の壁厚を測定することができ、圧力センサ２０４は、本質的に同じ位置で血管内部の圧力を測定することができる。上述したように、また図１ａ、図６ａ、図６ｂ、及び図６ｃに示されるように、圧力センサ２０４及び撮像素子２０２は、同じ血管内デバイス上にあるが、分離距離Ｄを有することができる。したがって、それぞれの瞬間に、圧力センサ２０４及び撮像素子２０２は、血管８０のちょうど同じ場所の圧力信号及び撮像素子信号を生成しない。上述したように、圧力センサ２０４及び撮像素子２０２から受信した信号を、インターフェースモジュール１２０によってサンプリングすることができる。一例では、インターフェースモジュール１２０は、サンプリングされた壁厚データ及び圧力データを同期することができ、同じ瞬間に対応する壁厚データ及び圧力データを生成することができる。或いは、プロセッサは、壁厚データ及び圧力データに対する補間を使用して、本質的に同じ場所における同じ時間に対応する壁厚データ及び圧力データを見つけることができる。一例として、プロセッサ１４０は、式（４）を使用して脈波伝播速度を決定することができる。上述したように、プロセッサは、壁厚データの変化及び圧力データの変化を決定し、式（４）を使用して脈波伝播速度を計算することができる。

いくつかの実施形態では、方法８００の適用を初期化する前に、ユーザ及び／又はプロセッサ１４０は、血管内デバイス１９５を利用して、非限定例として血管内腔体積を含む、血管の様々な心血管特性の基準測定を行う。例えば、血管を通して血管内デバイス１９５並びにその圧力センサ２０４及び撮像素子２０２を移動させ、少なくともパルス持続時間にわたって１つ又は複数の位置における血管の圧力及び壁厚をサンプリングすることによって、時間的及び空間的相関データを作成し、このデータを使用して、本質的に同じ場所における同じ時間に対応する壁厚データ及び圧力データを見つける。或いは、血管８０の第１の脈波伝播速度測定値に基づいて、また圧力センサ２０４と撮像素子２０２との距離に基づいて、圧力波が圧力センサ２０４と撮像素子２０２との間を移動する時間差を推定することができる。この推定した時間差を使用して、サンプリングした圧力及び壁厚データを更に、血管８０内部の本質的に同じ場所に対して時間的に同期させることができ、新しい（例えば、より正確な）脈波伝播速度を計算することができる。一例では、圧力及び壁厚データのサンプリング速度に基づいて、上記処置が繰り返される。

いくつかの実施形態では、方法８００は任意に、ＰＷＶに基づいて療法の推奨を決定することを含む。いくつかの例では、臨床医は、計算されたＰＷＶ及び／又は他の患者データに基づいて療法の推奨を決定する。いくつかの実施形態では、処理システムは、ＰＷＶ及び／又は他の患者データを評価して、療法の推奨を決定する。かかる例では、方法８００は、療法の推奨の視覚的表現を出力することを含む。例えば、処理システムは、図式的表現と関連付けられた表示データを表示デバイスに出力することができる。「不良」、「可」、「良」などの文字による指示であることができ、及び／又は他の適切な単語が、特定の患者に対する療法と関連付けられた予測される効果を伝達する。他の例では、点数、色分け、及び／又は療法の推奨を表す他の図形を、ディスプレイに出力することができる。いくつかの例では、療法は腎除神経術であることができる。方法８００は更に、ＰＷＶに基づいて、１人又は複数人の患者を、腎除神経術の結果として予測される治療効果のそれぞれの程度に対応するグループに分類することを含むことができる。方法８００はまた、処理システムが分類ステップの図形的表現を表示デバイスに出力することを含むことができる。

本明細書に記載するイメージングデバイスは、電磁放射線（例えば、光コヒーレンス断層撮影、Ｘ線ＣＴなどの不可視範囲の光波）に基づいて、後方散乱データ（又はその変換）を利用して、任意の組織タイプ又は組成（血管系に限定されないが、他のヒト並びにヒト以外の構造を含む）の画像を描画できることが認識されるべきである。かかるイメージング技術は本開示の趣旨及び範囲内である。

当業者であれば、本開示に包含される実施形態は上述した特定の例示的実施形態に限定されないことを理解するであろう。その点に関して、例証となる実施形態を図示し記載してきたが、広範囲の修正、変更、及び置換が上述の開示において想到される。例えば、血管内デバイスは、熱的神経調節の指示を有する、動脈及び静脈両方の、患者の血管系のどこかで利用される。かかる変形は、本開示の範囲から逸脱することなく、上記に対して行われることが理解される。したがって、添付の特許請求の範囲は概括的に、また本開示と一貫した形で解釈されることが適切である。

Claims (15)

1. 近位側部分及び遠位側部分を有する可撓性の細長い部材を含む血管内デバイスであって、当該血管内デバイスの少なくとも前記遠位側部分が血管内で位置決めされ、圧力センサが前記可撓性の細長い部材の前記遠位側部分に結合され、前記血管内の圧力をモニタリングする、血管内デバイスと、
   前記血管内に位置決めされ、前記血管の壁厚をモニタリングする、少なくとも１つの撮像素子と、
   前記圧力センサ及び前記少なくとも１つの撮像素子と連通している処理システムとを備え、前記処理システムが、
   前記圧力センサによる前記血管内の前記圧力の前記モニタリングと関連付けられた圧力データを受信し、
   前記少なくとも１つの撮像素子による前記血管の前記壁厚の前記モニタリングと関連付けられた壁厚データを受信し、
   前記圧力データ及び前記壁厚データに基づいて、前記血管内の流体の脈波伝播速度を決定する、血管内の脈波伝播速度を決定する装置。
2. 前記脈波伝播速度が、
   

   

   として決定され、ここで、ｄＰは前記圧力データに少なくとも基づいた圧力の変化であり、ｈは前記壁厚データに少なくとも基づいた血管壁の厚さであり、ｄｈは前記壁厚データに少なくとも基づいた前記血管壁の厚さの変化であり、ρは前記血管内の流体の密度である、請求項１に記載の装置。
3. 前記血管が腎動脈を含む、請求項１に記載の装置。
4. 前記処理システムが更に、前記脈波伝播速度に基づいて腎除神経療法の推奨を決定する、請求項３に記載の装置。
5. 前記処理システムが更に、前記脈波伝播速度を使用して、腎除神経術の予測される治療効果に基づいて患者を分類する、請求項３に記載の装置。
6. 前記少なくとも１つの撮像素子が、前記血管内デバイスの前記可撓性の細長い部材の前記遠位側部分に結合される、請求項１に記載の装置。
7. 前記少なくとも１つの撮像素子が、前記血管内デバイスとは別個の血管内プローブに結合される、請求項１に記載の装置。
8. 前記血管内デバイスがガイドワイヤを含み、前記血管内プローブがカテーテルを含む、請求項７に記載の装置。
9. 前記少なくとも１つの撮像素子が光コヒーレンス断層撮影の撮像素子を含む、請求項１に記載の装置。
10. 血管内に位置決めされた圧力センサを用いて前記血管内の圧力をモニタリングするステップと、
    前記血管内に位置決めされた少なくとも１つの撮像素子によって前記血管の壁厚をモニタリングするステップと、
    前記圧力センサによる前記血管内の前記圧力の前記モニタリングと関連付けられた圧力データを受信するステップと、
    前記血管の前記壁厚の前記モニタリングと関連付けられた壁厚データを受信するステップと、
    前記受信した圧力データ及び前記受信した壁厚データに基づいて、前記血管内の流体の前記脈波伝播速度を決定するステップとを有する、血管内の脈波伝播速度を決定する、方法。
11. 前記圧力センサが、前記血管内に位置決めされた第１の血管内デバイスに結合され、前記少なくとも１つの撮像素子が、前記血管内に位置決めされた第２の血管内デバイスに結合される、請求項１０に記載の方法。
12. 前記脈波伝播速度が
    

    

    として決定され、ここで、ｄＰは前記圧力データに少なくとも基づいた圧力の変化であり、ｈは前記壁厚データに少なくとも基づいた血管壁の厚さであり、ｄｈは前記壁厚データに少なくとも基づいた前記血管壁の厚さの変化であり、ρは前記血管内の流体の密度である、請求項１０に記載の方法。
13. 前記血管が腎動脈である、請求項１０に記載の方法。
14. 前記脈波伝播速度に基づいて腎除神経療法の推奨を決定するステップを更に有する、請求項１３に記載の方法。
15. 前記脈波伝播速度を使用した腎除神経術の予測される治療効果に基づいて、患者を分類するステップを更に有する、請求項１３に記載の方法。

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