CN106659531A - 受控组织消融技术 - Google Patents

受控组织消融技术 Download PDF

Info

Publication number
CN106659531A
CN106659531A CN201580036850.XA CN201580036850A CN106659531A CN 106659531 A CN106659531 A CN 106659531A CN 201580036850 A CN201580036850 A CN 201580036850A CN 106659531 A CN106659531 A CN 106659531A
Authority
CN
China
Prior art keywords
ablation
nerve
electrode
current
applying
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN201580036850.XA
Other languages
English (en)
Inventor
约西·格罗斯
吉迪恩·迈里
耶胡达·扎多克
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Pythagoras Medical Ltd
Original Assignee
Pythagoras Medical Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Pythagoras Medical Ltd filed Critical Pythagoras Medical Ltd
Publication of CN106659531A publication Critical patent/CN106659531A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4836—Diagnosis combined with treatment in closed-loop systems or methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36007—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of urogenital or gastrointestinal organs, e.g. for incontinence control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36014—External stimulators, e.g. with patch electrodes
    • A61N1/36017—External stimulators, e.g. with patch electrodes with leads or electrodes penetrating the skin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
    • A61N1/36114—Cardiac control, e.g. by vagal stimulation
    • A61N1/36117—Cardiac control, e.g. by vagal stimulation for treating hypertension
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/10—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type
    • G02B6/12—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type of the integrated circuit kind
    • G02B6/122—Basic optical elements, e.g. light-guiding paths
    • G02B6/1228—Tapered waveguides, e.g. integrated spot-size transformers
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/24—Coupling light guides
    • G02B6/26—Optical coupling means
    • G02B6/30—Optical coupling means for use between fibre and thin-film device
    • G02B6/305—Optical coupling means for use between fibre and thin-film device and having an integrated mode-size expanding section, e.g. tapered waveguide
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
    • A61B2018/00345—Vascular system
    • A61B2018/00404—Blood vessels other than those in or around the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
    • A61B2018/00434—Neural system
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
    • A61B2018/00505—Urinary tract
    • A61B2018/00511—Kidney
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00642—Sensing and controlling the application of energy with feedback, i.e. closed loop control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00666—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value
    • A61B2018/00678—Sensing and controlling the application of energy using a threshold value upper
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00696—Controlled or regulated parameters
    • A61B2018/00702—Power or energy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00839—Bioelectrical parameters, e.g. ECG, EEG
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B2018/00636—Sensing and controlling the application of energy
    • A61B2018/00773—Sensed parameters
    • A61B2018/00863—Fluid flow
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/10—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type
    • G02B6/12—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type of the integrated circuit kind
    • G02B2006/12035—Materials
    • G02B2006/12061—Silicon
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B6/00—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings
    • G02B6/10—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type
    • G02B6/12—Light guides; Structural details of arrangements comprising light guides and other optical elements, e.g. couplings of the optical waveguide type of the integrated circuit kind
    • G02B6/13—Integrated optical circuits characterised by the manufacturing method
    • G02B6/136—Integrated optical circuits characterised by the manufacturing method by etching

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

描述了设备和方法，其包括用于与在对象的肾动脉(8)的壁内沿纵向方向穿过的肾神经(770)的组织一起使用的方法。通过使用设置在肾动脉内的一个或更多个刺激电极(850a，850b)使刺激电流穿过肾5动脉的壁来刺激组织。在对组织的刺激开始之后，使用传感器(26)来感测对象的血压的变化速率。响应于变化速率来决定是否消融组织，并且响应于消融组织的决定来消融组织。还描述了其他应用。

Description

受控组织消融技术
相关申请的交叉引用
本申请要求于2014年5月7日提交的，标题为“Controlled Tissue AblationTechniques”的美国临时专利申请61/989,741的权益，其被转让给本申请的受让人，并且通过引用并入本文。
技术领域
本发明的应用一般地涉及组织的消融。本发明的一些应用更具体地涉及肾动脉的组织的消融。
背景技术
高血压是一般人群中、特别是老年个体中的普遍病症。已知交感神经通路如涉及肾神经的那些交感神经通路在调节血压中发挥重要作用。从肾动脉对肾神经组织进行消融是用于治疗高血压的已知技术。
发明内容
本发明的一些应用包括在对象的神经中阻断内源性动作电位和/或引发诱发的动作电位的同时，检测指示对象的参数的一个或多个值。基于这些一个或更多个值，根据本发明的多种应用，由人类操作者做出决定和/或由控制单元自动地做出决定。这些决定主要可以包括：(1)对象是否是神经消融治疗的合适的候选者，(2)哪些(哪个)部位对于用于神经消融治疗的消融能量的施加是优选的，(3)哪个电极间距离对于消融能量的施加是优选的，(4)消融能量的先前的施加是否足够，和/或(5)是否应当作为替代或补充地将消融能量施加到神经的另一部位。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与在对象的肾动脉壁内纵向穿过的肾神经组织一起使用的设备，所述设备包括：
经血管导管，其配置成放置在肾动脉内；
一个或更多个刺激电极，其耦接到导管并且配置成通过使刺激电流穿过肾动脉壁来刺激组织；
传感器，其配置成在对组织的刺激开始之后感测对象的血压；以及
控制单元，其配置成：
计算所感测的对象之血压的变化速率，
将所述变化速率与阈值进行比较，以及
响应于比较来生成输出。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算针对一次或更多次心搏之每次心搏的血压的变化速率来计算所感测的血压的变化速率。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算针对一次或更多次心搏之每次心搏的血压的最大变化速率来计算针对一次或更多次心搏之每次心搏的血压的变化速率。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算平均动脉压(MAP)的变化速率来计算所感测的血压的变化速率。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算在刺激开始的十秒内开始的一段时间的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算在刺激开始的两分钟内结束的一段时间的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，控制单元配置成通过计算直到刺激结束的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，
控制单元还配置成通过计算在刺激电极对组织的第一刺激开始之后所感测的对象之血压的变化速率来计算阈值，以及
控制单元配置成：
在刺激电极对组织的第二刺激开始之后，计算所感测的对象血压的变化速率，
将所述变化速率与阈值进行比较，以及
响应于所述比较来生成输出。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与在对象的肾动脉壁内纵向穿过的肾神经组织一起使用的方法，所述方法包括：
使用设置在所述肾动脉内的一个或更多个刺激电极，通过使刺激电流穿过肾动脉壁来刺激组织；
使用传感器在对组织的刺激开始之后感测对象血压的变化速率；
响应于变化速率来决定是否消融组织；以及
响应于消融组织的决定来消融组织。
在一些应用中，感测血压的变化速率包括感测一次或更多次心搏期间相应的血压变化速率，以及决定是否消融组织包括响应于相应的血压变化速率来决定是否消融组织。
在一些应用中，感测一次或更多次心搏期间相应的血压变化速率包括感测一次或更多次心搏期间相应的血压的最大变化速率，以及决定是否响应于相应的血压变化速率来消融组织包括响应于相应的血压的最大变化速率来决定是否消融组织。
在一些应用中，感测血压的变化速率包括感测平均动脉压(mean arterialpressure，MAP)的变化速率，以及决定是否消融组织包括决定是否响应于MAP的变化速率来消融组织。
在一些应用中，感测平均动脉压的变化速率包括感测在刺激开始的十秒内开始的一段时间的平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，感测平均动脉压的变化速率包括感测在刺激开始的两分钟内结束的一段时间的平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，感测平均动脉压的变化速率包括感测直到刺激结束的平均动脉压的变化速率。
在一些应用中，
刺激组织包括在第二刺激过程中刺激组织，
所述方法还包括，在第二刺激之前：
在第一刺激过程中，使用一个或更多个刺激电极，通过使刺激电流穿过肾动脉壁来刺激组织；
在第一刺激开始之后，使用传感器来感测对象之血压的变化速率；以及
执行组织的第一消融，以及
决定是否消融组织包括响应于(i)第一刺激开始之后对象血压的变化速率与(ii)第二刺激开始之后对象血压的变化速率之间的差值来决定是否执行第二次组织消融。
在一些应用中，
刺激组织包括通过在多个部位中的每一个处使刺激电流穿过肾动脉壁来刺激组织，
感测血压的变化速率包括感测针对刺激中的每一个的血压的变化速率，以及
决定是否消融组织包括响应于所感测的血压的变化速率来(a)决定在至少一个部位处消融组织，以及(b)决定在至少另一部位处不消融组织。
在一些应用中，多个部位包括沿着肾动脉壁的多个纵向部位，以及在多个部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁包括在多个纵向部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁。
在一些应用中，多个部位包括沿着肾动脉壁的多个圆周部位(circumferentialsite)，并且在多个部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁包括在多个圆周部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁。
根据本发明的一些应用，还提供了用于确定对象的神经与血管壁之间的近似距离的方法，所述方法包括：
提供经血管(transvascular)导管，其包括耦接到导管的多个刺激电极；
将导管推进到血管内的位置；
对于多个电极对中的每一对：
在对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测对象对非消融电流的生理响应；以及响应于感测来确定近似距离。
在一些应用中，该方法还包括响应于感测来确定神经相对于血管之圆周的角度位置。
在一些应用中，该方法包括确定对象的肾神经与肾动脉壁之间的近似距离。
在一些应用中，感测生理响应包括感测对象血压的变化。
在一些应用中，该方法还包括：
响应于近似距离来从多个不同的消融模态中选择消融模态；以及
使用选定消融模态来消融神经。
在一些应用中，选择消融模态包括从射频(radiofrequency，RF)消融，超声消融，化学消融和冷冻消融中的至少两者中选择消融模态。
在一些应用中，选择消融模态包括从(a)RF消融和(b)不是RF消融的消融模态中选择消融模态。
在一些应用中，该方法还包括确定近似距离是否小于阈值，以及选择消融模态包括：
如果近似距离小于阈值，则选择RF消融；以及
如果近似距离不小于阈值，则选择不是RF消融的消融模态。
在一些应用中，该方法还包括确定近似距离是否大于阈值，
选定消融模态是RF消融，以及
消融神经包括：
如果近似距离大于阈值，则使用单极RF消融来消融神经，以及
如果近似距离不大于阈值，则使用双极RF消融来消融神经。
在一些应用中，该方法还包括：
响应于近似距离来设置消融信号的功率；以及
通过使消融信号穿过神经来消融神经。
在一些应用中，该方法还包括：
响应于近似距离来识别消融电极对；以及
通过在消融电极对之间驱动消融电流来消融神经。
在一些应用中，消融电极对中的每个电极也是刺激电极之一。
根据本发明的一些应用，还提供了用于确定对象的神经与血管壁之间的近似距离的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，其包括耦接到导管的一个或更多个刺激电极；
将导管推进到血管内的位置；
使用电极中的至少一个电极来将多个非消融电流驱动到血管壁中，非消融电流具有彼此不同的相应振幅；
使用生理传感器，感测对象对非消融电流中的每一个的生理响应；以及
响应于感测来确定近似距离。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与在对象的血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，其包括耦接到导管的多个刺激电极；
将导管推进到血管内的位置；
对于多个电极对中的每一对：
在对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测对象对非消融电流的生理响应；
响应于感测来从多个不同的消融模态中选择消融模态；以及
使用所选消融模态来消融神经。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与在对象之血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，其包括耦接到导管的多个刺激电极；
将导管推进到血管内的位置；
对于多个电极对中的每一对：
在对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测对象对非消融电流的生理响应；
响应于感测来设置消融信号的功率；以及
通过使消融信号穿过神经来消融神经。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与在对象之血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，其包括耦接到导管的多个刺激电极；
将导管推进到血管内的位置；
对于多个电极对中的每一对：
在对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测对象对非消融电流的生理响应；
响应于感测来识别消融电极对；以及
通过在消融电极对之间驱动消融电流来消融神经。
根据本发明的一些应用，还提供了用于定位和消融在对象的血管壁内纵向穿过的神经的方法，方法包括：
提供经血管导管，其包括耦接到导管的多个刺激电极；
将导管移动到血管内的一个或更多个位置；
在一个或更多个位置中的每一个处：
使用刺激电极来将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中，以及
使用生理传感器，感测对象对第一精确定位刺激电流的生理响应；
响应于相应的生理响应来将神经定位至第一精确度；
响应于将神经定位至第一精确度，使用刺激电极来将一个或更多个第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中；
使用生理传感器，感测对象对每个第二精确定位刺激电流的集合的生理响应；
响应于对象对每个第二精确定位刺激电流的集合的生理响应，将神经定位至大于第一精确度的第二精确度；以及
响应于将神经定位至第二精确度来消融神经。
在一些应用中，方法包括：
将导管移动到血管内的第一位置；
使用刺激电极来在第一位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中；
响应于在第一位置处感测对象对第一精确定位刺激电流的生理响应，将导管移动到血管内的第二位置；
使用刺激电极来在第二位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中；以及
响应于在第二位置处感测对象对第一精确定位刺激电流的生理响应，通过识别神经相比于第一位置处更可能位于第二位置处来将神经定位至第一精确度。
在一些应用中，将第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中包括在(a)刺激电极中的第一刺激电极和(b)与刺激电极中的第一刺激电极在纵向上分开的刺激电极中的第二刺激电极之间驱动第一精确定位刺激电流中的每一个。
在一些应用中，
将第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中包括在沿着壁之圆周的多个位置处将多个第一精确定位刺激电流驱动到壁中，以使得第一精确定位刺激电流跨越壁之圆周的第一范围，以及
将第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中包括将每个第二精确定位刺激电流的集合驱动到血管壁中，以使得每个集合跨越小于第一范围的圆周的第二范围。
在一些应用中，将第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中包括在(a)多个刺激电极中的一个刺激电极与(b)设置在对象的身体外部的电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。
在一些应用中，将第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中包括：
在第一位置处将集合中的第一集合驱动到血管壁中；以及
在与第一位置纵向分开的第二位置处将集合中的第二集合驱动到血管壁中。
在一些应用中，
在第一位置处将集合中的第一集合驱动到血管壁中包括在沿着导管在圆周方向上彼此分开的多个刺激电极中的两个刺激电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流，以及
在第二位置处将集合中的第二集合驱动到血管壁中包括在沿着导管在圆周方向上彼此分开的多个刺激电极中的另两个刺激电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。
根据本发明的一些应用，还提供了用于与对象的肾神经一起使用的方法，所述神经神经支配对象的同侧肾，所述方法包括：
通过对神经施加激发电流(excitatory current)的第一施加来在神经的第一部位处引发动作电位；
在第一施加开始后60秒内，测量对象的第一血压值；
在距离第一施加开始至少60秒之后，测量对象的第二血压值；
在施加激发电流的第一施加之后，对神经的第二部位施加消融能量的第一施加，第二部位与同侧肾之间的距离大于第一部位与同侧肾之间的距离；
在施加消融能量的第一施加之后，通过对神经施加激发电流的第二施加在第一部位处引发动作电位；
在激发电流的第二施加开始后60秒内，测量对象的第三血压值；
在距离激发电流的第二施加开始至少60秒之后，测量对象的第四血压值；以及
至少部分地依据(1)第一血压值与第二血压值之间的差值和(2)第三血压值与第四血压值之间的差值之间的关系来对神经施加消融能量的第二施加。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
1.用于与对象肾动脉的肾神经一起使用的设备，肾神经神经支配对象的同侧肾脏，设备包含：
经血管导管，其具有配置成经腔(transluminally)推进到肾动脉的远端部分，并且包含：
电极单元，其配置成向肾神经的第一部分施加激发电流；
消融单元，其自电极单元向近侧设置，并且配置成对与肾神经的第一部分相比离肾更远的肾神经的第二部分施加消融能量；以及控制单元，其配置成：
接收对象的初始血压值，
接收目标经激发血压值，
以迭代方式：
(a)驱动电极单元以对肾神经的第一部分施加激发电流，
(b)接收指示激发电流的施加开始之后的对象血压的所检测到的经激发血压值，以及
(c)改变激发电流的至少一个属性的值，直到检测到的经激发血压值超过至少部分地基于目标经激发血压值定义的第一阈值，以及
随后，以迭代方式：
(d)驱动消融单元以对肾神经的第二部分施加消融能量，
(e)随后，驱动电极单元以对肾神经的第一部分施加所选激发电流，所选激发电流的特征至少部分地基于检测到的经激发血压值超过第一阈值时的至少一个属性的值，以及
(f)接收表示在所选激发电流的施加开始之后的对象血压的所检测到经消融血压值，
直到检测到的经消融血压值超过至少部分地基于目标经消融血压值定义的第二阈值，目标经消融血压值至少部分地基于初始血压值、并且至少部分地基于选自(i)目标经激发血压值和(ii)所检测到的经激发血压值的至少一个经激发血压值来生成。
2.根据发明构思1的设备，其中，消融单元包括射频消融单元，并且配置成通过施加频率在5kHz到1GHz之间的射频电流来施加消融能量。
3.根据发明构思1的设备，其中，控制单元被配置使得在步骤d，e和f的第一次重复之后，控制单元驱动消融单元以通过驱动消融单元施加消融能量，所述消融能量在其至少一个特性方面与步骤d，e和f的之前的重复中施加的消融能量相比是不同的。
4.根据发明构思1的设备，其中，控制单元配置成至少部分地响应于初始血压值来生成目标经激发血压值。
5.根据发明构思1的设备，其中，控制单元包括用户接口，并且配置成通过用户接口来接收目标经激发血压值。
6.根据发明构思1至5中任一项的设备，其中，电极单元包括配置成布置在跟踪肾动脉内壁的断弧中的多个子电极。
7.根据发明构思6的设备，其中，控制单元配置成驱动多个子电极以同时施加激发电流。
8.根据发明构思7的设备，其中，多个子电极中的每一个可由控制单元独立地寻址。
9.根据发明构思7的设备，其中，控制单元配置成平衡跨(across)多个子电极的激发电流。
10.根据发明构思1至5中任一项的设备，其中：
肾动脉的肾神经包括对象的第一肾动脉的肾神经，
经血管导管的远端部分包含配置成经腔推进到第一肾动脉的经血管导管的第一远端部分，以及
经血管导管分叉以具有第一远端部分和第二远端部分，第二远端部分配置成经腔推进到第二肾动脉。
11.根据发明构思10的设备，其中，第二远端部分与第一远端部分分开但是与第一远端部分相同。
12.根据发明构思1中5中任一项的设备，还包括压力传感器，其中控制单元配置成从压力传感器接收初始血压值、检测到的经激发血压值和检测到的经消融血压值。
13.根据发明构思12的设备，其中，经血管导管包括压力传感器，并且压力传感器自远端部分向近侧设置。
14.根据发明构思13的设备，其中，压力传感器相对于远端部分设置，以使得当远端部分设置在对象的肾动脉中时，压力传感器设置在对象的主动脉中。
15.根据发明构思13的设备，其中，压力传感器设置在自远端部分向近侧超过2cm处。
16.根据发明构思1至5中任一项的设备，其中，控制单元配置成至少部分地响应于(1)初始血压值和(2)选自(i)目标经激发血压值和(ii)检测到的经激发血压值的至少一个经激发血压值来生成目标经消融血压值。
17.根据发明构思16的设备，其中，控制单元配置成至少部分地响应于指示肾神经的目标消融程度的值来生成目标经激发血压值。
18.根据发明构思17的设备，其中，控制单元包含接口，并且配置成经由接口来接收指示目标消融程度的值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
19.用于促进对象的血管之神经组织的消融的设备，设备包括：
经血管导管，其包含：
电极单元，其设置在经血管导管的远端部分处；
消融单元，其自电极单元向近侧设置；以及
血压传感器，其自消融单元向近侧设置；以及
和控制单元，其配置成：
驱动电极单元以对神经组织的第一部分施加非消融电流，
驱动消融单元以对神经组织的第二部分施加消融能量，以及
从血压传感器接收指示对象血压的至少一个值。
20.根据发明构思19的设备，其中，消融单元包括射频消融单元，并且控制单元配置成通过驱动消融单元施加频率为5kHz至1GHz的射频电流来驱动消融单元以施加消融能量。
21.根据发明构思19的设备，其中：
经血管导管的远端部分包含经血管导管的第一远端部分，
电极单元包含第一电极单元，
消融单元包含第二电极单元，
经血管导管分叉以具有第一远端部分和第二远端部分，以及
经血管导管还包含：
第二电极单元，其设置在导管的第二远端部分处；以及
第二消融单元，其自第二电极单元向近侧设置。
22.根据发明构思19的设备，其中，控制单元配置成至少响应于至少一个值来施加消融能量。
23.根据发明构思19的设备，其中，经血管导管的远端部分配置成被推进到对象的血管中，并且经血管导管配置成使得当电极单元设置在对象的血管内时，血压传感器设置在对象的另一血管中。
24.根据发明构思19的设备，其中，血压传感器设置在自消融单元向近侧超过2cm处。
25.根据发明构思19至24中任一项的设备，其中，电极单元包括配置成布置在跟踪血管内壁的断弧中的多个子电极。
26.根据发明构思25的设备，其中，控制单元配置成驱动多个子电极以同时施加非消融电流。
27.根据发明构思26的设备，其中，多个子电极中的每一个可由控制单元独立地寻址。
28.根据发明构思26的设备，其中，控制单元配置成平衡跨多个子电极的非消融电流。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
29.用于促进对象之神经组织的消融的设备，神经组织向对象的解剖结构传导内源性动作电位，结构能够至少部分地响应于内源性动作电位来改变对象的参数，设备包括：
传感器，其配置成检测指示对象的参数的因子；
消融单元，其配置成经皮被推进到靠近对象的神经组织之第一部分的部位；
至少一个电极单元，其配置成经皮被推进到靠近对象的神经组织之第二部分的部位；以及
控制单元，其配置成：
驱动电极单元以通过对神经组织的第二部分施加激发电流来在对象的神经组织的第二部分中引发诱发的动作电位，动作电位诱发结构改变对象的参数，
从传感器接收指示因子的信息，以及
至少部分地响应于信息来驱动消融单元对组织的第一部分施加消融能量。
30.根据发明构思29的设备，其中，消融单元包括射频消融单元，并且控制单元配置成通过驱动消融单元施加频率为5kHz至1GHz的射频电流来驱动消融单元以施加消融能量。
31.根据发明构思29的设备，其中，电极单元配置成相对于消融单元定位，以使得所诱发的动作电位朝向对象的神经的第一部分传播。
32.根据发明构思29的设备，其中：
消融单元包括第一消融单元，并且至少一个电极单元包含相应的至少一个第一电极单元，以及
设备还包含第二消融单元和相应的至少一个第二电极单元。
33.根据发明构思29至32中任一项的设备，其中，电极单元包括配置成布置在断弧中的多个子电极。
34.根据发明构思33的设备，其中，控制单元配置成驱动多个子电极以同时施加激发电流。
35.根据发明构思33的设备，其中，多个子电极中的每一个可由控制单元独立地寻址。
36.根据发明构思33的设备，其中，控制单元配置成平衡由多个子电极中的每一个施加的激发电流。
37.根据发明构思29至32中任一项的设备，其中，控制单元还配置成驱动电极单元以对神经的第二部分施加非消融性阻断电流。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
38.用于促进对象之血管的神经组织消融的设备，设备包括血管内装置，血管内装置包括：
第一电极单元，其设置在血管内装置的第一纵向部位处，并且配置成在靠近第一电极单元的神经组织之第一部分中引发动作电位；
第二电极单元，其设置在血管内装置的第二纵向部位处，并且配置成在靠近第二电极单元的神经组织之第二部分中阻断动作电位；以及
消融单元，其设置在位于第一纵向部位与第二纵向部位之间的血管内装置的第三纵向部位处，消融单元配置成消融邻近消融单元并且位于神经组织的第一部分与神经组织的第二部分之间的神经组织的第三部分。
39.根据发明构思38的设备，其中，第一电极单元包含配置成布置在跟踪血管内壁的断弧中的多个子电极。
40.根据发明构思38至39中任一项的设备，其中，血管包括第一血管，血管内装置包含配置成放置在第一血管内的第一血管内装置，以及设备还包括第二血管内装置，其配置成放置在对象的第二血管内。
41.根据发明构思40的设备，其中，第二血管内装置与第一血管内装置分开，但是与第一血管内装置相同。
42.根据发明构思38至39中任一项的设备，其中，第一电极单元配置成在神经组织的第一部分中引发单向动作电位，以使得单向动作电位朝向神经组织的第二部分传播。
43.根据发明构思42的设备，其中，单向动作电位包含第一单向动作电位，并且第二电极单元还配置成在神经组织之第二部分中引发第二单向动作电位，以使得第二单向动作电位朝向神经组织的第一部分传播。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
44.用于促进对象之血管的神经组织消融的设备，设备包括：
血管内装置，其配置成放置在血管内，并且包含设置在血管内装置的相应纵向部位处的多个电极；以及
控制单元，其配置成：
在至少第一时段期间，通过驱动电极中的至少一个电极对神经组织施加非消融性阻断电流来抑制神经组织中动作电位通过血管内装置传播，
在第二时段期间，通过驱动电极中的至少一个电极对神经组织施加激发电流来在神经组织中引发动作电位，
在选自第一时段和第二时段的时段中的至少一个时段之后的第三时段期间，驱动血管内装置对神经组织的一部分施加消融能量。
45.根据发明构思44的设备，其中，控制单元配置成在第三时段的至少一部分期间在神经组织中抑制动作电位。
46.根据发明构思44至45中任一项的设备，其中血管包括第一血管，血管内装置包含配置成放置在第一血管内的第一血管内装置，并且设备还包含配置成放置在对象的第二血管内的第二血管内装置。
47.根据发明构思46的装置，其中第二血管内装置与第一血管内装置分开，但是与第一血管内装置相同。
48.根据发明构思44至45中任一项的设备，其中血管内装置包含消融单元，以及其中控制单元配置成驱动血管内设备以通过驱动消融单元施加消融能量来施加消融能量。
49.根据发明构思48的设备，其中多个电极包括至少：(1)第一电极，其设置在位于消融单元的第一侧上的血管内装置的第一纵向部位处，和(2)第二电极，其设置在位于消融单元的与第一纵向部位相对的一侧上的血管内装置的第二纵向部位处。
50.根据发明构思49的设备，其中控制单元配置成：
通过驱动第一电极对神经组织施加阻断电流在第一时段期间驱动电极中的至少一个电极施加阻断电流，以及
通过驱动第二电极对神经组织施加激发电流在第二时段期间驱动电极中的至少一个电极施加激发电流。
51.根据发明构思50的设备，其中多个电极包括设置在位于消融单元的第一侧上的血管内装置的第三纵向部位处的第三电极，以及其中控制单元配置成驱动第一电极与第三电极之间的阻断电流。
52.根据发明构思48的设备，其中血管内装置还包含至少第一电极单元：
第一电极单元包含多个电极中的至少一个电极，
第一电极单元配置成在神经组织中引发单向动作电位，并且
第一电极单元相对于消融单元来被定向，以使得单向动作电位朝向神经组织的部分传播，
控制单元，其配置成通过驱动第一电极单元以在神经组织中引发单向动作电位来在神经组织中引发动作电位。
53.根据发明构思48的设备，其中：
至少第一电极单元包含至少第二电极单元，
第一电极单元设置在位于消融单元的第一侧上的血管内装置的第一纵向位置处，
第二电极单元设置在位于消融单元的与第一纵向部位相对的一侧上的血管内装置的第二纵向部位处，并且与第一电极单元朝向相反。
54.根据发明构思48的设备，其中消融单元包含多个电极中的电极，并且控制单元配置成通过驱动消融单元的电极施加消融射频电流来驱动消融单元施加消融能量。
55.根据发明构思48的设备，其中消融单元包括超声换能器，并且控制单元配置成通过驱动超声换能器施加消融超声能量来驱动消融单元施加消融能量。
56.根据发明构思44至45中任一项的设备，其中控制单元配置成：
接收(1)对象的第一值，第一值指示阻断电流的施加开始之后对象的血压，以及(2)对象的第二值，第二值指示激发电流的施加开始之后对象的血压，以及
至少部分地响应于第一值与第二值之间的差值来驱动血管内装置以施加消融能量。
57.根据发明构思56的设备，其中：
激发电流的施加包括激发电流的第一施加，
消融能量的施加包括消融能量的第一施加，以及
控制单元配置成：
在第三时段之后的第四时段期间，通过驱动电极中的至少一个电极对神经组织施加激发电流的第二施加在神经组织中引发动作电位，
接收对象的第三值，第三值指示激发电流的第二施加开始之后对象的血压，以及
至少部分地响应于第二值与第三值之间的差值，驱动血管内装置以对神经组织的部分施加消融能量的第二施加。
58.根据发明构思56的设备，还包函传感器，其配置成放置在对象血管内，其中控制单元配置成从传感器接收第一值和第二值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
59.用于促进对象的神经组织消融的设备，设备包括：
消融单元，其经配置成经皮推进到靠近对象的神经组织之第一部分的部位；
至少一个电极单元，其耦接到消融单元，并且配置成经皮推进到靠近对象的神经组织之第二部分的部位，并且在神经组织中引发单向动作电位，以使得单向动作电位朝向神经组织的第一部分传播；以及
控制单元，其配置成：
驱动消融单元以至少部分地消融对象的神经组织的第一部分，以及
通过对神经组织的第二部分施加激发电流来驱动至少一个电极单元引发单向动作电位。
60.根据发明构思59的设备，其中至少一个电极单元包括第一电极单元和第二电极单元，第一电极单元在消融单元的第一侧上耦接到消融单元，并且第二电极单元在消融单元的第二侧上耦接到消融单元，每一个电极单元配置成在神经组织中引发单向动作电位，以使得动作电位朝向神经组织的第一部分传播。
61.根据发明构思59的设备，其中消融单元包括射频消融单元，以及其中控制单元配置成驱动射频消融单元以通过对神经组织的第一部分施加消融射频电流来消融神经组织的第一部分。
62.根据发明构思59的设备，其中消融单元包含超声消融单元，以及其中控制单元配置成驱动超声消融单元以通过对神经组织的第一部分施加消融超声能量来消融神经组织的第一部分。
63.根据发明构思59的设备，其中电极单元配置成对对象的神经组织的第二部分施加非消融性阻断电流，非消融性阻断电流配置成可逆地阻断内源性动作电位通过神经组织的第二部分传播，以及其中控制单元配置成驱动至少一个电极单元以施加非消融性阻断电流。
64.根据发明构思59至63中任一项的设备，其中部位包括血管，神经组织包括血管的神经组织，并且至少一个电极单元包含配置成布置在跟踪血管内壁的断弧中的多个子电极。
65.根据发明构思64的设备，其中，控制单元配置成驱动多个子电极以同时施加激发电流。
66.根据发明构思65的装置，其中多个子电极中的每一个可由控制单元独立地寻址。
67.根据发明构思65的设备，其中，控制单元配置成平衡跨多个子电极的激发电流。
68.根据发明构思59至63中任一项的设备，其中神经组织包括对象的血管的神经组织，以及其中至少消融单元配置成经腔递送到对象的血管。
69.根据发明构思68的设备，其中，电极单元配置成经腔递送到对象的血管。
70.根据发明构思68的设备，其中，血管包括对象的肾动脉，以及其中至少消融单元配置成经腔递送到对象的肾动脉。
71.根据发明构思59至63中任一项的设备，还包含纵向构件，其具有配置成经皮朝向对象的神经组织推进的远端部分，并且其中消融单元和至少一个电极单元耦接到纵向构件。
72.根据发明构思71的设备，其中：
消融单元包含第一消融单元，并且至少一个电极单元包括相应的至少一个第一电极单元，
设备还包含第二消融单元和相应的至少一个第二单元，以及
纵向构件的远端部分分叉以具有(i)第一远端部分，其耦接到第一消融单元和第一至少一个电极单元，以及(ii)第二远端部分，其耦接到第二消融单元和第二至少一个电极单元，远端部分中的每一个分配置成经腔要经皮推进到对象的相应肾动脉中。
73.根据发明构思59至63中任一项的设备，还包含传感器，其配置成检测对象对由电极单元引发的单向动作电位的生理响应。
74.根据发明构思73的设备，还包含纵向构件，其配置成经皮朝向对象的神经组织推进，以及其中，消融单元、电极单元和传感器耦接到纵向构件。
75.根据发明构思73的设备，其中传感器配置成设置在对象的主动脉中。
76.根据发明构思73的设备，其中传感器包括血压传感器。
77.根据发明构思73的设备，其中，控制单元配置成接收指示检测到的生理响应的信息，并且至少部分地响应于指示检测到的生理响应的信息来驱动消融单元。
78.根据发明构思77的设备，其中，控制单元配置成：
在第一时段期间驱动至少一个电极单元对对象的神经组织的第二部分施加非消融性阻断电流，阻断电流配置成暂时阻断内源性动作电位通过神经组织的第二部分传播，
接收指示响应的因子的第一值，在非消融性阻断电流的施加开始之后检测第一值，以及
至少部分地响应于所接收的第一值来驱动消融单元。
79.根据发明构思78的设备，其中，控制单元配置成：
在第二时段期间驱动至少一个电极单元以施加激发电流，
接收因子的第二值，在激发电流的施加开始之后检测第二值，以及
至少部分地响应于所接收的第二值来驱动消融单元。
80.根据发明构思78的设备，其中传感器配置成在非消融性阻断电流的施加开始之后检测因子的第一值，并且将因子的第一值提供给控制单元。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
81.用于促进对象之血管的神经组织消融的设备，设备包括：
血管内装置，其配置成放置在血管内，并且包括设置在血管内装置的相应纵向部位处的多个电极；
传感器，其配置成放置在对象的血管内；
控制单元，配置成：
驱动电极中的至少一个对神经组织施加非消融电流，
从传感器接收对象的第一值，第一值指示非消融电流的施加开始之后对象的血压，
随后驱动电极中的至少一个对神经组织施加消融能量的第一施加，
从传感器接收对象的第二值，第二值指示消融能量的第一施加之后对象的血压，以及
至少部分地响应于第一值与第二值之间的差值，驱动电极中的至少一个对神经组织施加消融能量的第二施加。
82.根据发明构思81的设备，其中，控制单元配置成驱动电极中的至少一个以通过驱动电极中的至少一个施加频率为5kHz至1GHz的射频电流来施加消融能量第一施加。
83.根据发明构思81至82中任一项的设备，其中多个电极中的至少一个电极包含配置成布置在跟踪血管内壁的断弧中的多个子电极。
84.根据发明构思83的设备，其中控制单元配置成驱动多个子电极以同时施加非消融电流。
85.根据发明构思84的设备，其中多个子电极中的每一个可由控制单元独立地寻址。
86.根据发明构思84的设备，其中控制单元配置成平衡跨多个子电极的非消融电流。
87.根据发明构思81至82中任一项的设备，其中血管包括第一血管，血管内装置包含配置成放置在第一血管内的第一血管内装置，以及设备还包含配置成放置在对象的第二血管内的第二血管内装置。
88.根据发明构思87的装置，其中第二血管内装置与第一血管内装置分开，但与第一血管内装置相同。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
89.用于对象的神经组织一起使用的方法，神经组织向对象的解剖结构传导内源性动作电位，结构能够至少部分地响应于内源性动作电位来改变对象的参数，所述方法包括：
通过对神经组织的第一部分施加激发电流来引发神经组织的第一部分中的动作电位，其中施加激发电流包括：在激发电流的施加开始之后，执行对指示对象之参数的因子的检测；以及
随后，至少部分地响应于检测来对神经组织的第二部分施加消融能量。
90.根据发明构思89的方法，其中在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的节后神经元的第一部分中引发动作电位，以及其中对神经组织的第二部分施加消融能量包括对节后神经元的第二部分施加消融能量。
91.根据发明构思89的方法，其中对象患有其中参数受对象的交感神经系统的过度活动影响的病症，在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在交感神经系统的神经组织的第一部分中引发动作电位，以及对神经组织的第二部分施加消融能量包括对交感神经系统的神经组织的第二部分施加消融能量。
92.根据发明构思89的方法，其中对象患有其中参数受对象的副交感神经系统的过度活动影响的病症，在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在副交感神经系统的神经组织的第一部分中引发动作电位，以及对神经组织的第二部分施加消融能量包括对副交感神经系统的神经组织的第二部分施加消融能量。
93.根据发明构思89的方法，其中在激发电流的施加开始之后执行检测包括在激发电流的施加过程中执行检测。
94.根据发明构思89的方法，其中在激发电流的施加开始之后执行检测包括在激发电流的施加之后执行检测。
95.根据发明构思89的方法，其中引发动作电位包括在神经组织中引发单向动作电位。
96.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有早泄，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
97.根据发明构思96的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的背神经的第一部分中引发动作电位，
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的背神经的第二部分施加消融能量。
98.根据发明构思96的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的阴部神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的阴部神经的第二部分施加消融能量。
99.根据发明构思96的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的骶神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的骶神经的第二部分施加消融能量。
100.根据发明构思96的方法，其中执行因子的检测包括检测对象的射精。
101.根据发明构思96的方法，其中执行因子的检测包括检测肌电图值。
102.根据发明构思96的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
103.根据发明构思102的方法，其中执行第一检测包括检测对象的第一射精，以及执行第二检测包括检测对象的第二射精。
104.根据发明构思102的方法，其中执行第一检测包括检测第一肌电图值，以及执行第二检测检测包括检测第二肌电图值。
105.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有勃起功能障碍，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
106.根据发明构思105的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的背神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的背神经的第二部分施加消融能量。
107.根据发明构思105的方法，其中执行检测包括检测肌电图值。
108.根据发明构思105的方法，其中执行检测包括检测血压。
109.根据发明构思105的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
110.根据发明构思109的方法，其中执行第一检测包括检测第一肌电图值，以及执行第二检测包括检测第二肌电图值。
111.根据发明构思109的方法，其中执行第一检测包括检测第一血压，以及执行第二检测包括检测第二血压。
112.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有膀胱过度活动症，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
113.根据发明构思112的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的腹下神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的腹下神经的第二部分施加消融能量。
114.根据发明构思112的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的骶神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的骶神经的第二部分施加消融能量。
115.根据发明构思112的方法，其中执行检测包括检测对象的尿急(urinaryurgency)。
116.根据发明构思112的方法，其中执行检测包括检测肌电图值。
117.根据发明构思112的方法，其中执行检测包括检测对象的膀胱中的压力。
118.根据发明构思112的方法，其中引发动作电位包括在对象的膀胱处于预定义的充满程度时引发动作电位。
119.根据发明构思112的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
120.根据发明构思119的方法，其中执行第一检测包括检测第一尿急，以及执行第二检测包括检测第二尿急。
121.根据发明构思119的方法，其中执行第一检测包括检测第一肌电图值，以及执行第二检测检测包括检测第二肌电图值。
122.根据发明构思119的方法，其中执行第一检测包括检测对象的膀胱中的第一压力，以及执行第二检测包括检测对象的膀胱中的第二压力。
123.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有高血压，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
124.根据发明构思123的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的肾神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的肾神经的第二部分施加消融能量。
125.根据发明构思123的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的舌咽神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的舌咽神经的第二部分施加消融能量。
126.根据发明构思123的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的黑林神经(Nerve ofHering)的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的黑林神经的第二部分施加消融能量。
127.根据发明构思123的方法，其中执行因子的检测包括检测对象的血压。
128.根据发明构思123的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
129.根据发明构思128的方法，其中执行第一检测包括检测对象的第一血压，以及执行第二检测包括检测对象的第二血压。
130.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有慢性阻塞性肺病，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
131.根据发明构思130的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的迷走神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的迷走神经的第二部分施加消融能量。
132.根据发明构思130的方法，其中执行因子的检测包括检测对象的呼吸相关因子。
133.根据发明构思132的方法，其中检测呼吸相关因子包括检测气流(airflow)。
134.根据发明构思132的方法，其中检测呼吸相关因子包括测量对象的气道的尺寸。
135.根据发明构思132的方法，其中检测呼吸相关因子包括检测对象的血液化学。
136.根据发明构思130的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
137.根据发明构思136的方法，其中执行第一检测包括执行对象的呼吸相关因子的第一检测，并且执行第二检测包括执行对象的呼吸相关因子的第二检测。
138.根据发明构思137的方法，其中执行对象的呼吸相关因子的第一检测包括检测第一气流，以及其中执行对象的呼吸相关因子的第二检测包括检测第二气流。
139.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有充血性心力衰竭，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
140.根据发明构思139的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在神经支配对象心脏的交感神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对神经支配对象心脏的交感神经的第二部分施加消融能量。
141.根据发明构思139的方法，其中执行检测包括检测对象的心率。
142.根据发明构思139的方法，其中执行检测包括检测对象的血压。
143.根据发明构思139的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
144.根据发明构思143的方法，其中执行第一检测包括检测对象的第一心率，以及执行第二心率检测包括检测对象的第二心率。
145.根据发明构思143的方法，其中执行第一检测包括检测对象的第一血压，以及执行第二检测包括检测对象的第二血压。
146.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有子宫出血，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
147.根据发明构思146的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的腰内脏神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的腰内脏神经的第二部分施加消融能量。
148.根据发明构思146的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在在对象的腹下丛延伸的神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对从对象的腹下丛延伸的神经的第二部分施加消融能量。
149.根据发明构思146的方法，其中执行因子的检测包括检测对象的子宫出血。
150.根据发明构思146的方法，其中执行因子的检测包括检测血压。
151.根据发明构思146的方法，其中执行因子的检测包括检测对象的血管的尺寸。
152.根据发明构思146的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
153.根据发明构思152的方法，其中执行第一检测包括检测对象的第一子宫出血，以及执行第二检测包括检测对象的第二子宫出血。
154.根据发明构思152的方法，其中执行第一检测包括检测第一血压，以及执行第二检测包括检测第二血压。
155.根据发明构思152的方法，其中执行第一检测包括执行血管尺寸的第一测量，以及执行第二检测包括执行血管尺寸的第二测量。
156.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有神经性胃(nervous stomach)，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
157.根据发明构思156的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的迷走神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的迷走神经的第二部分施加消融能量。
158.根据发明构思156的方法，其中执行因子的检测包括检测胃pH。
159.根据发明构思156的方法，其中执行因子的检测包括检测胃运动。
160.根据发明构思156的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时间段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
161.根据发明构思160的方法，其中执行第一检测包括检测胃pH的第一检测，以及执行第二检测包括检测胃pH的第二检测。
162.根据发明构思160的方法，其中执行第一检测包括执行胃运动的第一检测，以及执行第二检测包括执行胃运动的第二检测。
163.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有原发性多汗症(primary hyperhidrosis)，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
164.根据发明构思163的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的神经支配汗腺的交感神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的神经支配汗腺的交感神经的第二部分施加消融能量。
165.根据发明构思163的方法，其中执行因子的检测包括检测经皮水分丢失。
166.根据发明构思163的方法，其中执行因子的检测包括检测出汗。
167.根据发明构思166的方法，其中检测出汗包括检测电极之间的传导。
168.根据发明构思163的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
169.根据发明构思168的方法，其中执行第一检测包括执行出汗的第一检测，以及执行第二检测包括执行出汗的第二检测。
170.根据发明构思168的方法，其中执行第一检测包括执行经皮水分丢失的第一检测，以及执行第二检测包括执行经皮水分丢失的第二检测。
171.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有炎性病症，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
172.根据发明构思171的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的脾神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对对象的脾神经的第二部分施加消融能量。
173.根据发明构思171的方法，其中进行因子的检测包括检测对象的血液中的肿瘤坏死因子α。
174.根据发明构思171的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
175.根据发明构思174的方法，其中执行第一检测包括执行对象的血液中的肿瘤坏死因子α的第一检测，以及检测第二检测包括执行对象的血液中的肿瘤坏死因子α的第二检测。
176.根据发明构思89至95中任一项的方法，还包括识别对象患有肥胖症，其中引发动作电位包括响应于识别来引发动作电位。
177.根据发明构思176的方法，其中：
在神经组织的第一部分中引发动作电位包括在对象的腹腔丛与对象的胃肠系统的器官之间传导动作电位的神经的第一部分中引发动作电位，以及
对神经组织的第二部分施加消融能量包括对在对象的腹腔神经丛与对象的胃肠系统的器官之间传导动作电位的神经的第二部分施加消融能量。
178.根据发明构思176的方法，其中执行因子的检测包括检测肌电图值。
179.根据发明构思176的方法，其中执行因子的检测包括使用超声来执行检测。
180.根据发明构思176的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
181.根据发明构思180的方法，其中执行第一检测包括检测第一肌电图值，以及执行第二检测包括检测第二肌电图值。
182.根据发明构思180的方法，其中执行第一检测包括使用超声来执行第一检测，以及执行第二检测包括使用超声来执行第二检测。
183.根据发明构思89-95中任一项的方法，其中施加激发电流包括施加激发电流的第一施加，并且方法还包括：
在施加消融能量之后，施加激发电流的第二施加；以及
在激发电流的第二施加开始之后，执行指示对象之参数的因子的另一检测。
184.根据发明构思183的方法，其中施加消融能量包括施加消融能量的第一施加，并且方法还包括至少部分地响应于检测并且至少部分地响应于另一检测来施加消融能量的第二施加。
185.根据发明构思89至95中任一项的方法，其中引发动作电位包括在第二时段期间引发动作电位，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时段期间执行指示对象之参数的因子的第一检测。
186.根据发明构思185的方法，其中施加激发电流包括施加激发电流的第一施加，以及方法还包括：
在施加消融能量之后，施加激发电流的第二施加；以及
在激发电流的第二施加开始之后，执行指示对象之参数的因子的第三检测。
187.根据发明构思186的方法，其中施加消融能量包括施加消融能量的第一施加，并且方法还包括至少部分地响应于第二检测并且至少部分地响应于第三检测来施加消融能量的第二施加。
188.根据发明构思187的方法，其中施加消融能量的第二施加包括至少部分地响应于第一检测来施加消融能量的第二施加。
189.根据发明构思185的方法，还包括响应于第一检测和第二检测来确定参数对神经组织中的动作电位的灵敏度。
190.根据发明构思185的方法，其中施加消融能量包括以迭代方式重复以下步骤：
(a)施加消融能量，
(b)随后，对神经的第一部分施加所选激发电流，所选激发电流的特性至少部分地基于激发电流的至少一个属性的值，以及
(c)在所选激发电流的施加开始之后，对因子的检测到的经消融值进行检测，
直到检测到的经消融值超过至少部分地基于目标经消融值定义的阈值，目标经消融值至少部分基于第一检测和第二检测生成。
191.根据发明构思185的方法，其中施加激发电流包括以迭代方式重复以下步骤：
(a)施加激发电流，
(b)在激发电流的施加开始之后，对因子的检测到的经激发值进行检测，以及
(c)改变激发电流的至少一个属性的值，
直到检测到的激发值超过至少部分地基于因子的目标经激发值定义的阈值，其中检测超过阈值的因子的检测到的激发值包括执行因子的第二检测。
192.根据发明构思89至95中任一项的方法，其中神经组织包括与对象的血管相关的神经组织，施加激发电流包括从血管内施加激发电流，以及施加消融能量包括从血管内施加能量。
193.根据发明构思192的方法，其中血管包括对象的肾动脉，施加激发电流包括从肾动脉内施加激发电流，以及施加消融能量包括从肾动脉内施加能量。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
194.用于与对象的神经组织一起使用的方法，神经组织向对象的解剖结构传导内源性动作电位，结构能够至少部分地响应于内源性动作电位来改变对象的参数，所述方法包括：
在第一时段期间，执行指示处于静息状态的对象之参数的因子的第一检测；
在第二时间段期间，通过对神经组织施加激发电流来引发神经组织中的动作电位，并且在激发电流的施加开始之后，执行指示对象之参数的因子的第二检测；以及
至少部分地响应于第一检测和第二检测来选择包括神经组织之消融的治疗的对象。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
195.用于与对象的颈动脉体一起使用的方法，颈动脉体能够诱发影响对象的血压的内源性动作电位，所述方法包括：
对颈动脉体施加激发电流；
在激发电流的施加开始之后，执行指示对象之血压的因子的检测；以及
随后，至少部分地响应于检测来对颈动脉体施加消融能量。
196.根据发明构思195的方法，其中在激发电流的施加开始之后执行检测包括在激发电流的施加过程中执行检测。
197.根据发明构思195的方法，其中在激发电流的施加开始之后执行检测包括在激发电流的施加之后执行检测。
198.根据发明构思195的方法，其中刺激包括在第二时段期间进行刺激，执行因子的检测的包括执行因子的第二检测，以及方法还包括在第一时段期间执行因子的第一检测。
199.根据发明构思195至198中任一项的方法，其中施加激发电流包括施加激发电流的第一施加，并且方法还包括：
在施加消融能量之后，施加激发电流的第二施加；以及
在激发电流的第二施加开始之后，执行因子的另一检测。
200.根据发明构思199的方法，其中施加消融能量包括施加消融能量的第一施加，并且方法还包括至少部分地响应于检测并且至少部分地响应于另一检测来施加消融能量的第二施加。
201.根据发明构思195至198中任一项的方法，其中施加激发电流包括在第二时段期间施加激发电流，执行因子的检测包括执行因子的第二检测，并且方法还包括在第一时段期间执行因子的第一检测。
202.根据发明构思201的方法，其中施加激发电流包括施加激发电流的第一施加，并且方法进一步包括：
在施加消融能量之后，施加激发电流的第二施加；以及
在激发电流的第二施加开始之后，执行指示对象之参数的因子的第三检测。
203.根据发明构思202的方法，其中施加消融能量包括施加消融能量的第一施加，以及方法还包括至少部分地响应于第二检测并且至少部分地响应于第三检测来施加消融能量的第二施加。
204.根据发明构思203的方法，其中施加消融能量的第二施加包括至少部分地响应于第一检测来施加消融能量的第二施加。
205.根据发明构思201的方法，还包括响应于第一检测和第二检测来确定针对由颈动脉体诱发的动作电位之参数的灵敏度。
206.根据发明构思201的方法，还包括响应于第一检测和第二检测来选择包括神经组织之消融的治疗的对象。
207.根据发明构思201的方法，其中施加消融能量包括以迭代方式重复以下步骤：
(a)施加消融能量，
(b)随后，施加所选激发电流，所选激发电流的特性至少部分地基于激发电流的至少一个属性的值，以及
(c)在所选激发电流的施加开始之后，对因子的检测到的经消融值进行检测，
直到检测到的经消融值超过至少部分地基于目标经消融值的阈值，目标经消融值至少部分基于第一检测和第二检测生成。
208.根据发明构思201的方法，其中施加激发电流包括以迭代方式重复以下步骤：
(a)施加激发电流，
(b)在激发电流的施加开始之后，对因子的检测到的激发值进行检测，以及
(c)改变激发电流的至少一个属性的值，
直到检测到的激发值超过至少部分地基于因子的目标经激发值定义的阈值，其中检测超过阈值的因子的检测到的经激发值包括执行因子的第二检测。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
209.用于与对象的肾神经一起使用的方法，肾神经神经支配对象的同侧肾，所述方法包括：
接收对象的初始血压值；
迭代地重复以下步骤：
(a)通过对肾神经的第一部分施加激发电流在肾神经中诱发动作电位，
(b)接收检测到的经激发血压值，其指示在激发电流的施加开始之后对象的血压，以及
(c)改变激发电流的至少一个属性的值，
直到检测到的激发血压值超过至少部分地基于预定的目标经激发血压值定义的第一阈值；以及
随后，以迭代方式重复以下步骤：
(d)对与肾神经的第一部分相比离肾更远的肾神经的第二部分施加消融能量，
(e)随后，对肾神经的第一部分施加选定激发电流，所选激发电流的特性至少部分地基于检测到的经激发血压值超过第一阈值时的至少一个属性的值，以及
(f)接收检测到的经消融血压值，其指示在所选激发电流的施加开始之后对象的血压，
直到检测到的经消融血压值超过至少部分地基于目标经消融血压值定义的第二阈值，目标经消融血压值至少部分地基于初始血压值并且至少部分地基于选自(i)目标经激发血压值和(ii)检测到的经激发血压值的至少一个激发血压值生成。
210.根据发明构思209的方法，其中施加消融能量包括施加频率为5kHz至1GHz的射频电流。
211.根据发明构思209的方法，其中接收目标消融血压值包括接收由医疗提供者手动输入的目标经消融血压值。
212.根据发明构思209的方法，其中：
肾神经包括对象的第一肾神经，第一肾神经神经支配与第一肾神经同侧的第一肾；以及
在肾神经中诱发动作电位包括(i)在第一肾神经中诱发动作电位，以及(ii)在神经支配与第二肾神经同侧的第二肾的第二肾神经中诱发动作电位。
213.根据发明构思209的方法，其中，在步骤d，e和f的第一次迭代之后，在步骤d，e和f的至少一次迭代过程中，施加消融能量包括施加与在步骤d，e和f的先前的迭代中施加的消融能量相比在其至少一个特性方面不同的消融能量。
214.根据发明构思209的方法，还包括使用传感器来检测检测到的经激发血压值。
215.根据发明构思209的方法，还包括使用传感器来检测检测到的经消融血压值。
216.根据发明构思209的方法，还包括至少部分地响应于初始血压值来生成目标经激发血压值。
217.根据发明构思209的方法，其中接收目标经激发血压值包括接收由医疗提供者手动输入的目标经激发血压值。
218.根据发明构思209至217中任一项的方法，其中对肾神经的第一部分施加激发电流包括：经由布置在跟踪对象的肾动脉的内壁的断弧中的多个子电极来施加激发电流。
219.根据发明构思218的方法，其中施加激发电流包括通过多个子电极来同时施加激发电流。
220.根据发明构思219的方法，其中多个子电极包括多个可独立地寻址的子电极，并且施加激发电流包括经由多个可独立地寻址的子电极来施加激发电流。
221.根据发明构思219的方法，还包括平衡跨多个子电极的激发电流。
222.根据发明构思209至217中任一项的方法，还包括至少部分地响应于(1)初始血压值和(2)选自(i)目标经激发血压值和(ii)检测到的经激发血压的至少一个经激发血压值来生成目标经消融血压值。
223.根据发明构思222的方法，其中生成目标经消融血压值包括至少部分地响应于指示肾神经的目标消融程度的值来生成目标经激发血压值。
224.根据发明构思223的方法，还包括经由手动输入来接收表示目标消融程度的值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
225.用于消融对象肾动脉的神经组织的方法，所述方法包括：
对神经组织施加非消融电流；
随后对神经组织施加消融能量的第一施加；
接收(1)对象的第一值，第一值指示在非消融电流的施加开始之后并且在消融能量的第一施加之前的对象的血压，以及(2)对象的第二值，第二值指示消融能量的第一施加之后的对象的血压；以及
至少部分地响应于第一值与第二值之间的差值对神经组织施加消融能量的第二施加。
226.根据发明构思225的方法，其中施加消融能量的第一施加包括施加频率为5kHz至1GHz的射频电流的第一施加。
227.根据发明构思225的方法，其中肾神经神经支配对象的同侧肾，施加非消融电流包括对神经组织的第一部分施加非消融电流，施加消融能量的第一施加包括对神经组织的第二部分施加消融能量的第一应用，神经组织的第二部分与神经组织的第一部分相比离肾更远。
228.根据发明构思225的方法，其中施加消融能量的第二施加包括施加强度大于消融能量的第一施加之强度的消融能量的第二施加。
229.根据发明构思225的方法，其中接收第一值包括接收指示非消融电流的施加结束之后的对象血压的第一值。
230.根据发明构思225的方法，其还包括在非消融电流的施加之前接收指示对象的参数的初始值，其中施加消融能量包括至少部分地响应于(1)第一值与第二值之间的差值和(2)初始值来施加消融能量。
231.根据发明构思225的方法，其中在非消融电流的施加开始之后接收表示对象的参数的第一值包括在非消融电流的施加过程中接收指示对象的参数的第一值。
232.根据发明构思225的方法，其中在非消融电流的施加开始之后接收指示对象的参数的第一值包括在非消融电流的施加之后接收指示对象的参数的第一值。
233.根据发明构思225的方法，其中非消融电流包括激发电流，以及其中施加非消融电流包括使用激发电流来引发神经组织中的动作电位。
234.根据发明构思225的方法，其中非消融电流包括阻断电流，以及其中施加非消融电流包括使用阻断电流在神经组织中阻断动作电位。
235.根据发明构思225至234中任一项的方法，其中：
肾动脉包括对象的第一肾动脉，以及
施加非消融电流包括对对象的第一肾动脉的神经组织以及对第二肾动脉的神经组织施加非消融电流。
236.根据发明构思235的方法，其中施加非消融电流包括大致在同一时间对第一肾动脉的神经组织以及对第二肾动脉的神经组织施加非消融电流。
237.根据发明构思225至234中任一项的方法，其中施加非消融电流包括经由布置在跟踪肾动脉内壁的断弧中的多个子电极来施加非消融电流。
238.根据发明构思237的方法，其中施加非消融电流包括通过多个子电极来同时施加非消融电流。
239.根据发明构思237的方法，其中多个子电极包括多个可独立地寻址的子电极，以及施加非消融电流包括经由多个可独立地寻址的子电极来施加非消融电流。
240.根据发明构思238的方法，还包括平衡跨多个子电极的非消融电流。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
241.用于与对象的神经组织一起使用的方法，神经组织向对象的解剖结构传导内源性动作电位，结构能够至少部分地响应于内源动作电位来改变对象的参数，所述方法包括：
在第一时段期间，通过对神经组织施加非消融性阻断电流来阻断内源动作电位通过神经组织传播，以及在非消融性阻断电流的施加开始之后，检测指示对象之参数的因子的第一值；以及
在第二时段期间，通过对神经组织施加激发电流在神经组织中引发单向动作电位，并且在激发电流的施加开始之后，检测指示对象之参数的因子的第二值。
242.根据发明构思241的方法，其中：
解剖结构包括对象的第一解剖结构，以及神经组织包括将内源性动作电位传导至第一解剖结构的相应的神经组织的第一部分；以及
阻断内源动作电位包括(i)阻断内源性种动作电位通过神经组织的第一部分传播，以及(ii)阻断内源动作电位通过神经组织的第二部分传播到对象的相应的第二解剖结构。
243.根据发明构思241的方法，其还包括：在第三时段期间，在不存在非消融性阻断电流和激发电流的情况下检测指示对象之参数的因子的第三值。
244.根据发明构思241的方法，其还包括响应于第一和第二值来确定参数对神经组织中的动作电位的灵敏度。
245.根据发明构思241的方法，其还包括响应于第一和第二值来选择包括神经组织之消融的治疗的对象。
246.根据发明构思241的方法，其中在非消融性阻断电流的施加开始之后检测第一值包括在非消融性阻断电流的施加过程中检测第一值。
247.根据发明构思241的方法，其中在非消融性阻断电流的施加开始之后检测第一值包括在非消融性阻断电流的施加之后检测第一值。
248.根据发明构思241的方法，其中在激发电流的施加开始之后检测第二值包括在激发电流的施加过程中检测第二值。
249.根据发明构思241的方法，其中在激发电流的施加开始之后检测第二值包括在激发电流的施加之后检测第二值。
250.根据发明构思241至249中任一项的方法，其中施加非消融性阻断电流包括通过布置在断弧中的多个子电极来施加非消融性阻断电流。
251.根据发明构思250的方法，其中施加非消融性阻断电流包括经由多个子电极来同时施加非消融性阻断电流。
252.根据发明构思251的方法，其中多个子电极包括多个可独立地寻址的子电极，并且施加非消融性阻断电流包括经由多个可独立地寻址的子电极来施加非消融性阻断电流。
253.根据发明构思251的方法，还包括平衡跨多个子电极的非消融性阻断电流。
254.根据发明构思241至249中任一项的方法，其中神经组织包括对象的血管的神经组织，以及其中阻断和引发包括使用设置在对象的血管内的电极单元来进行阻断和引发。
255.根据发明构思254的方法，其中神经组织包括对象的肾神经，血管包括对象的肾动脉，以及阻断和引发包括使用设置在对象的肾动脉内的电极单元来进行阻断和引发。
256.根据发明构思254的方法，其中因子包括指示对象之血压的因子，检测第一值包括检测指示对象之血压的因子的第一值，以及检测第二值包括检测指示对象之血压的因子的第二值。
257.根据发明构思241至249中任一项的方法，其中：
方法还包括对对象的神经组织的第一部分施加消融能量，
在第二时段期间引发单向动作电位包括通过在消融能量的施加之前对神经组织的第二部分施加激发电流的第一施加在神经组织的第二部分中引发单向动作电位，以及检测因子的第二值包括在消融能量的应用之前检测因子的第二值，以及
该方法还包括在第三时间段期间，在消融能量的施加之后，通过对神经组织的第二部分施加激发电流的第二施加在神经组织中引发单向动作电位，并且在激发电流的第二施加开始之后，检测指示对象之参数的因子的第三值。
258.根据发明构思257的方法，其中：
施加消融能量包括施加消融能量的第一施加，以及
方法还包括至少部分地响应于第二值和第三值对对象的神经组织的第一部分施加消融能量的第二施加。
259.根据发明构思258的方法，其中施加消融能量的第二施加包括至少部分地响应于第一值来施加消融能量的第二施加。
260.根据发明构思258的方法，其中施加消融能量的第二施加包括施加强度与消融能量的第一施加之强度不同的消融能量的第二施加。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
261.用于对象的肾动脉一起使用的方法，所述肾动脉包括神经组织，所述方法包括：
在对象的肾动脉中产生损伤；
在损伤的第一侧上引发第一单向动作电位，以使得动作电位朝向损伤传播；以及
在损伤的第二侧上引发第二单向动作电位，以使得动作电位朝向损伤传播。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
262.方法，包括：
测量未患有高血压的对象的第一血压值；
随后，至少部分地消融对象的肾动脉的神经组织；
随后，测量对象的第二血压值；以及
随后，至少部分地响应于第一血压值并且至少部分地响应于第二血压值来进一步消融神经组织。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
263.用于促进对象的肾动脉之肾神经组织消融的方法，所述方法包括：
将经血管导管引入对象体内，经血管导管包括(1)位于其远端部分处的电极单元和自电极单元向近侧设置的消融单元，以及(2)自消融单元向近侧设置的压力传感器；
将经血管导管经股动脉(transfemorally)推进到操作位置，在操作位置中，远端部分设置在对象的肾动脉内，并且压力传感器设置在对象的主动脉中；以及
当经血管导管处于操作位置中时，激活控制单元以驱动电极单元对神经组织施加电流。
264.根据发明构思263的方法，其中引入的步骤包括将包括以下项的经血管导管引入对象体内：(1)位于其远端部分处的电极单元和自电极单元向近侧设置的消融单元，以及(2)设置在自消融单元向近侧超过2cm处的压力传感器。
265.根据发明构思263的方法，其中：
远端部分包括其第一远端部分，
透血管导管分叉以具有第一远端部分和第二远端部分，以及
经股动脉推进包括经股动脉推进经血管导管，以使得第二远端部分设置在对象的另一肾动脉内。
266.根据发明构思263的方法，其中激活控制单元包括激活耦接到经血管导管的控制单元，以使得控制单元：
驱动电极单元以对神经组织施加非消融性电流，
随后驱动消融单元以对神经组织施加消融能量的第一施加，
从压力传感器接收(1)对象的第一值，第一值指示在非消融电流的施加开始之后并且在消融能量的第一施加之前的对象的血压，以及(2)对象的第二值，第二值指示消融能量的第一施加之后的对象的血压，以及
至少部分地响应于第一值与第二值之间的差值来驱动消融单元对神经组织施加消融能量的第二施加。
267.根据发明构思263至266中任一项的方法，其中激活控制单元包括激活耦接到经血管导管的控制单元，以使得控制单元：
从压力传感器接收对象的初始血压值；
以迭代方式重复以下步骤：
(a)通过对肾神经组织的第一部分施加激发电流在肾神经组织中诱发动作电位，
(b)从压力传感器接收检测到的经激发血压值，其指示在激发电流的施加开始之后的对象的血压，以及
(c)改变激发血电流的至少一个属性的值，
直到检测到的经激发血压值超过至少部分地基于预定目标经激发血压值定义的第一阈值，以及
随后以迭代方式重复以下步骤：
(d)对与肾神经组织的第一部分相比离肾更远的肾神经组织的第二部分施加消融能量，
(e)随后，对肾神经组织的第一部分施加所选激发电流，选定激发电流的特性至少部分地基于检测到的经激发血压值超过第一阈值时的至少一个属性的值，以及
(f)从压力传感器接收检测到的经消融血压值，其指示在所选激发电流的施加开始之后对象的血压，
直到检测到的经消融血压值超过至少部分地基于目标经消融血压值定义的第二阈值，目标经消融血压值至少部分地基于初始血压值并且至少部分地基于选自(i)目标经激发血压值和(ii)检测到的经激发血压值的至少一个经激发血压值生成。
268.根据发明构思267的方法，其中激活控制单元包括激活控制单元以使得控制单元至少部分地响应于初始血压值来生成目标经激发血压值。
269.根据发明构思267的方法，还包括将目标激发血压值输入到控制单元的接口中。
270.根据发明构思267的方法，其中激活控制单元包括激活控制单元以使得控制单元至少部分地响应于(1)初始血压值和(2)选自(i)目标经激发血压值和(ii)检测到的经激发血压值的至少一个经激发血压值来生成目标经消融血压值。
271.根据发明构思270的方法，还包括将指示肾神经组织的目标消融程度的值输入到控制单元的接口中，其中激活控制单元包括激活控制单元以使得控制单元至少部分地响应于指示目标消融程度的值来生成目标经激发血压值。
272.根据发明构思267的方法，还包括将目标经消融血压值输入到控制单元的接口中。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
273.用于与对象的肾神经一起使用的方法，神经神经支配对象的同侧肾，所述方法包括：
通过对神经施加激发电流的第一施加在神经的第一部位处引发动作电位；
在第一施加开始后60秒内，测量对象的第一血压值；
在从第一施加开始起至少60秒之后，测量对象的第二血压值；
在施加激发电流的第一施加之后，对神经的第二部位施加消融能量的第一施加，第二部位与同侧肾之间的距离大于第一部位与同侧肾之间的距离；
在施加消融能量的第一施加之后，通过对神经施加激发电流的第二施加来在第一部位处引发动作电位；
在激发电流的第二施加开始后60秒内，测量对象的第三血压值；
在从激发电流的第二施加开始起至少60秒之后，测量对象的第四血压值；以及
至少部分地依据(1)第一血压值与第三血压值之间的差值与(2)第二血压值与第四血压值之间的差值之间的关系来对神经施加消融能量的第二施加。
274.根据发明构思273的方法，其中施加消融能量的第二施加包括对神经的第二部位施加消融能量的第二施加。
275.根据发明构思273的方法，其中施加消融能量的第二施加包括对神经的第三部位施加消融能量的第二施加，第三部位与同侧肾之间的距离小于第一部位与同侧肾之间的距离。
276.根据发明构思275的方法，其还包括：
在施加消融能量的第二施加之后，通过对神经施加激发电流的第三施加在第一部位处引发动作电位；
在激发电流的第三施加开始后60秒内，测量对象的第五血压值；以及
在距离激发电流的第三施加开始至少60秒之后，测量对象的第六血压值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
277.用于与对象的身体结构相关联的神经组织一起使用的设备，结构具有内腔(lumen)，设备包含：
经血管导管，其具有配置成经皮推进到内腔中的部位的远端部分；
第一消融单元，其设置在远端部分的第一纵向位置处，并且配置成对神经组织的第一部分施加消融能量；
第二消融单元，其设置在远端部分的第二纵向位置处，并且配置成对神经组织的第二部分施加消融能量；
电极单元：
其设置在远端部分的第三纵向位置处，第三纵向位置在第一纵向位置与第二纵向位置之间，以及
其配置成通过对神经组织的第三部分施加激发电流在神经组织的第三部分中诱发动作电位；以及
控制单元，其配置成彼此独立地驱动：
电极单元以施加激发电流，
第一消融单元以施加消融能量，以及
第二消融单元以施加消融能量。
278.根据发明构思277的设备，还包括耦接到导管的传感器，传感器配置成检测对象的因子，以及控制单元配置成从传感器接收：
在激发电流的施加开始之后的第一时间检测到的因子的第一值，以及
在第二时间检测到的因子的第二值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
279.用于对象的神经组织一起使用的方法，神经组织与对象的血管相关联，所述方法包括：
提供包括位于导管的远端部分处的多个电极的经血管导管；
将远端部分经腔推进到血管中，以使得多个电极沿着血管的中心纵向轴分布；
通过在多个电极中的第一电极对之间驱动非消融电流的第一施加来对血管施加非消融电流的第一施加；
在非消融电流的第一施加开始之后，检测对象的因子的第一值；
随后，通过在多个电极中的第二电极对之间驱动非消融电流的第二施加来对血管施加非消融电流的第二施加，第二电极对之间的距离与第一电极对之间的距离不同；以及
在非消融电流的第二施加开始之后，检测因子的第二值。
280.根据发明构思279的方法，其中第一电极对包括第一电极和第二电极，以及第二电极对包括选自第一电极和第二电极的电极，以及驱动第二施加包括在包括所选电极的第二电极对之间驱动第二施加。
281.根据发明构思279的方法，其中将远端部分经腔推进到血管中包括将远端部分经腔推进到血管中，以使得多个电极平行于血管的中心纵向轴布置。
282.根据发明构思279的方法，还包括：在第一施加的开始和第二施加的开始之前，检测因子的第三检测。
283.根据发明构思279的方法，其中：
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加非消融电流的第一施加，
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加非消融电流的第二施加，第二角范围与第一角范围至少部分地重合。
284.根据发明构思279的方法，其中：
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加非消融电流的第一施加，
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加非消融电流的第二施加，第二角范围与第一角范围完全不重合。
285.根据发明构思279的方法，其中：
非消融电流是配置成在神经组织中诱发动作电位的激发电流，
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以施加激发电流的第一施加，以及
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以施加激发电流的第二施加。
286.根据发明构思279的方法，其中：
非消融电流是配置成在神经组织中阻断动作电位的阻断电流，
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以施加阻断电流的第一施加，以及
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以施加阻断电流的第二施加。
287.根据发明构思279的方法，其中推进远端部分包括推进远端部分以使得多个电极布置在血管内的弧中，弧在血管的纵向部位处位于血管的横面(transverse plane)上。
288.根据发明构思279的方法，其中：
多个电极包括第一组多个电极和第二组多个电极，
推进远端部分包括推进远端部分以使得(1)第一组多个电极在血管的第一纵向位置处围绕血管的中心纵向轴线沿圆周方向布置，以及(2)第二组多个电极在血管的第二纵向位置处围绕血管的中心纵向轴线沿圆周方向布置，以及
在第一电极对之间驱动电流包括在第一组多个电极中的第一电极与第二组多个电极中的第一电极之间驱动非消融电流的第一施加，以及在第二电极对之间驱动电流包括在第一组多个电极中的第二电极与第二组多个电极中的第二电极之间驱动非消融电流的第二施加。
289.根据发明构思279至288中任一项的方法，还包括至少部分地依据第一值并且至少部分地依据第二值来确定血管的目标部位，目标部位是用于施用消融能量的目标部位。
290.根据发明构思289的方法，其中确定目标部位包括确定用于施用消融能量的弧，弧与围绕血管的中心纵向轴的角范围相对。
291.根据发明构思289的方法，还包括对目标部位施加消融能量。
292.根据发明构思291的方法，其中施加消融能量包括：使用位于导管的远端部分处的消融单元来施加消融能量。
293.根据发明构思292的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行在第一电极对之间驱动电流，在第二电极对之间驱动电流，检测第一值以及检测第二值的步骤，
方法还包括启动控制单元，以及
启动控制单元包括在第一电极对之间驱动电流，在第二电极对之间驱动电流，检测第一值以及检测第二值的步骤。
294.根据发明构思293的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行确定目标部位的步骤，以及
启动控制单元包括确定目标部位的步骤。
295.根据发明构思294的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行施加消融能量的步骤，以及
启动控制单元包括施加消融能量的步骤。
296.根据发明构思279至288中任一项的方法，其中提供经血管导管包括提供在导管的远端部分处包括消融单元的经血管导管，并且方法还包括至少部分地响应于第一检测以及至少部分地响应于第二检测来驱动消融单元对血管施加消融能量的施加。
297.根据发明构思296的方法，其中驱动消融单元以施加消融能量的施加包括驱动消融单元以部分地在圆周方向上围绕血管的中心纵向轴施加消融能量的施加。
298.根据发明构思296的方法，其中：
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加第一施加，
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加第二施加，以及
驱动消融单元施加消融能量的施加包括驱动消融单元在与第三角范围相对的第三弧中施加消融能量的施加，第三角范围至少部分地落在选自第一角范围和第二角范围的角范围内。
299.根据发明构思279至288中任一项的方法，其中：
在第一电极对之间驱动电流包括驱动第一电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加第一施加，以及
在第二电极对之间驱动电流包括驱动第二电极对以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加第二施加。
300.根据发明构思299的方法，其中第一弧是完整的圆，并且驱动第一电极对以在第一弧中施加第一施加包括驱动第一电极对以在完整的圆中施加第一施加。
301.根据发明构思279至288中任一项的方法，其还包括驱动多个电极中的所有电极以对血管施加非消融电流的第三施加。
302.根据发明构思301的方法，其中驱动所有电极包括在驱动第一子集的步骤和驱动第二子集的步骤之前驱动所有电极。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
303.用于与对象的身体结构相关联的神经组织一起使用的设备，结构包括定义内腔的壁，设备包括：
经腔可推进导管；
血管内装置：
其耦接到导管的远端部分，
包括多个针，多个针具有缩回状态，沿径向方向可伸展成伸展状态，并且配置成当朝向伸展状态移动时穿透壁；
储存器，其配置成容纳包括乙醇的液体，并且与针流体连通；以及
控制单元，其配置成：
通过多个针将非消融电流驱动到壁中，
通过多个针来泵送液体。
304.根据发明构思303的设备，其中：
设备与配置成检测对象的因子的传感器一起使用，
控制单元配置成：
通过多个针的相应子集来顺序地驱动相应的非消融电流施加，
从传感器接收因子的相应值，相应值在非消融电流的相应施加开始之后由传感器检测到，以及
通过多个针的选定子集来泵送液体，至少部分地响应于因子的相应值之间的关系来选择选定子集。
305.根据发明构思304的设备，其中控制单元配置成自动选择选定子集。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
306.用于与以下项一起使用的设备：(a)与对象的身体结构相关联的神经组织，结构包含限定内腔的壁，以及(b)传感器，其配置成检测指示对象的血压的因子，设备包括：
可经腔推进导管；
血管内装置：
其耦接到导管的远端部分，
其包含多个针，多个针具有缩回状态，沿径向方向可伸展成伸展状态，并且配置成当朝向伸展状态移动时穿透壁；
控制单元，其配置成在针处于伸展状态时：
在第一时段期间，经由多个针的第一子集将非消融电流的第一施加驱动到壁中，
在第二时段期间，经由多个针的第二子集将非消融电流的第二施加驱动到壁中，第二子集与第一子集不同，
从传感器接收：
在非消融电流的第一施加开始之后由传感器检测到的因子的第一值，
在非消融电流的第二施加开始之后由传感器检测的因子的第二值，以及
至少部分地依据第一值与第二值之间的关系，使用针中的至少一个针来消融神经组织。
307.根据发明构思306的设备，其中控制单元配置成通过经由针中的至少之一将消融能量驱动到壁中来消融神经组织。
308.根据发明构思306的设备，其中控制单元配置成通过将包含乙醇的液体从针中的至少之一泵出来消融神经组织。
309.根据发明构思306至308中任一项的设备，其中非消融电流是配置成在神经中诱发动作电位的激发电流，以及控制单元配置成在第一时间段期间驱动激发电流的第一施加，并且在第二时间段期间驱动激发电流的第二施加。
310.根据发明构思309的设备，其中控制单元配置成使用选自第一子集和第二子集的针子集来消融神经组织，所选针子集是经由其驱动激发电流的相应施加的子集，在驱动激发电流的相应施加开始之后，检测到因子的最大值，最大值选自第一值和第二值。
311.根据发明构思306-308中任一项的设备，其中非消融电流是非消融性阻断电流，其配置成抑制动作电位在神经中的传播，并且控制单元配置成在第一时段期间驱动非消融性阻断电流的第一施加，并且在第二时段期间驱动非消融性阻断电流的第二施加。
312.根据发明构思311的设备，其中控制单元配置成使用选自第一子集和第二子集的针子集来消融神经组织，所选针子集是经由其驱动非消融性阻断电流的相应施加的子集，在驱动非消融性阻断电流的相应施加开始之后，检测到因子的最低值，最低值选自第一值和第二值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
313.用于对象的神经组织一起使用的方法，神经组织与对象的血管壁相关联，所述方法包括：
对壁的第一部位施加消融能量；以及
通过施加激发电流的施加在神经组织中引发动作电位：
激发电流始于与壁的第二部位接触的第一电极，第二部位设置在第一部位的第一侧，
经由第一部位，以及
达到与壁的第三部位接触的第二电极，第三部位设置在第一部位的第二侧。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
314.用于对象的神经组织一起使用的方法，神经组织与对象的血管壁相关联，所述方法包括：
在不对壁施加消融能量的情况下将壁的温度升高至小于45℃；以及
随后，通过对壁施加消融能量来消融神经组织。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
315.用于对象的神经组织一起使用的方法，神经组织与对象的血管壁相关联，所述方法包括：
检测对象的因子的第一值；
修改壁的温度使其落在选自以下的范围内：10℃-36℃，38℃-42℃以及42℃-45℃；
当壁的温度在选定范围内时，通过对神经组织施加激发电流的施加来在神经组织中诱发动作电位；以及
在激发电流的施加开始之后，检测因子的第二值。
316.根据发明构思315的方法，其中所选范围是10℃-36℃。
317.根据发明构思315的方法，其中所选范围是38℃-42℃。
318.根据发明构思315的方法，其中在修改温度的步骤之后执行检测第一值的步骤。
319.根据发明构思315至318中任一项的方法，其还包括，在检测之后，至少部分地响应于第一值与第二值之间的关系来对神经组织施加消融能量。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
320.与以下项一起使用的设备：(a)与对象身体的结构相关联的神经组织，结构具有内腔，以及(b)传感器，其配置成检测对象的因子，设备包含：
经血管导管，其具有配置成经皮推进到内腔中的部位的远端部分；
多个电极，其耦接到远端部分；以及
控制单元，其配置成：
在第一时段期间，通过驱动多个电极中的至少一个电极对神经组织施加非消融性阻断电流来阻断内源性动作电位通过神经组织传播，
在第二时段期间，通过驱动多个电极中的至少一个电极对神经组织施加激发电流在神经组织中引发动作电位，
从传感器接收：
在非消融性阻断电流的施加开始之后由传感器检测到的因子的第一值，以及
在激发电流的施加开始之后检测到的因子的第二值，以及
提供至少一个输出，至少一个输出至少部分地依据第一值与第二值之间的关系。
321.根据发明构思320的设备，其中所述设备不包括耦接到导管的血管内消融单元。
322.根据发明构思320至321中的任一项的设备，其还包含传感器。
323.根据发明构思322的设备，其中传感器包括血管内血压传感器，并且耦接到导管。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
324.用于与对象的神经组织一起使用的方法，神经组织向对象的解剖结构传导内源动性作电位，所述结构能够至少部分地响应于内源动作电位来改变对象的参数，所述方法包括：
在第一时段期间，执行指示处于静息状态的对象之参数的因子的第一检测；
在第二时间段期间，通过对神经组织施加激发电流在神经组织中引发动作电位，并且在激发电流的施加开始之后，执行指示对象之参数的因子的第二检测；以及
至少部分地响应于第一检测并且响应于第二检测来选择包括神经组织消融的治疗的对象。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
325.用于与对象的神经组织一起使用的方法，神经组织向对象的解剖结构传导内源性动作电位，结构能够至少部分地响应于内源动作电位来改变对象的参数，所述方法包括：
在第一时段期间，通过对神经组织施加非消融性阻断电流来阻断内源动作电位通过神经组织传播，并且在非消融性阻断电流的施加开始之后，检测指示对象之参数的因子第一值；以及
在第二时段期间，通过对神经组织施加激发电流在神经组织中引发单向动作电位，在激发电流的施加开始之后，检测指示对象之参数的因子的第二值。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，其包括：
326.用于与对象的神经组织一起使用的方法，神经组织与对象的血管相关联，所述方法包括：
提供包括位于导管的远端部分处的多个电极的经血管导管；
将远端部分经腔推进到血管中，以使得多个电极围绕血管的中心纵向轴布置；
驱动多个电极的第一子集以对血管施加非消融电流的第一施加，第一子集包括多个电极中的一个或更多个但不是全部电极；
在非消融电流的第一施加开始之后，检测对象的因子的第一值；
随后，驱动多个电极的第二子集以对血管施加非消融电流的第二施加，第二子集包括多个电极中的一个或更多个但不是全部电极，并且与第一子集不同；以及
在非消融电流的第二施加开始之后，检测因子的第二值。
327.根据发明构思326的方法，其中：
驱动第一子集包括驱动第一子集以在与围绕血管的中心纵向轴线的第一角范围相对的第一弧中施加非消融电流的第一施加，
驱动第二子集包括驱动第二子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加非消融电流的第二施加，第二角范围与第一角范围至少部分地重合。
328.根据发明构思326的方法，其中：
驱动第一子集包括驱动第一子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加非消融电流的第一施加，以及
驱动第二子集包括驱动第二子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加非消融电流的第二施加，第二角范围与第一角范围完全不重合。
329.根据发明构思326的方法，其还包括：在第一施加的开始和第二施加的开始之前，检测因子的第三检测。
330.根据发明构思326的方法，其中：
非消融电流是配置成在神经组织中诱发动作电位的激发电流，
驱动第一子集以施加第一施加包括驱动第一子集以施加激发电流的第一施加，以及
驱动第二子集以施加第二施加包括驱动第二子集以施加激发电流的第二施加。
331.根据发明构思326的方法，其中：
非消融电流是配置成在神经组织中阻断动作电位的阻断电流，
驱动第一子集以施加第一施加包括驱动第一子集以施加阻断电流的第一施加，以及
驱动第二子集以施加第二施加包括驱动第二子集以施加阻断电流的第二施加。
332.根据发明构思326的方法，其中推进远端部分包括推进远端部分以使得多个电极布置在血管内的弧中，弧位于血液的纵向部位处的血管的横面上。
333.根据发明构思326的方法，其中：
多个电极包括第一组多个电极，
导管包括位于远端部分处的第二组多个电极，
推进远端部分包括推进远端部分以使得(1)第一组多个电极设置在血管的第一纵向部位处以及(2)第二组多个电极布置成在血管的第二纵向部位处在圆周方向上围绕血管的中心纵向轴，以及
驱动第一子集包括：在第一组多个电极的第一子集与第二组多个电极的相应第一子集之间施加消融电流的第一施加，第二组多个电极的第一子集包括第二组多个电极中的一个或更多个但不是全部电极。
334.根据发明构思326至333中任一项的方法，还包括至少部分地依据第一值并且至少部分地依据第二值来确定血管的目标部位，目标部位是用于消融能量的施加的目标部位。
335.根据发明构思334的方法，其中确定目标部位包括确定用于施加消融能量的弧，弧与着围绕血管的中心纵向轴的角范围相对。
336.根据发明构思334的方法，还包括对目标部位施加消融能量。
337.根据发明构思336的方法，其中施加消融能量包括使用导管的远端部分处的消融单元来施加消融能量。
338.根据发明构思337的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行驱动第一子集、驱动第二子集、检测第一值和检测第二值的步骤，
所述方法还包括启动控制单元，以及
启动控制单元包括驱动第一子集、驱动第二子集、检测第一值和检测第二值的步骤。
339.根据发明构思338的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行确定目标部位的步骤，以及
启动控制单元包括确定目标部位的步骤。
340.根据发明构思339的方法，其中：
由控制单元在控制单元启动后自动地执行施加消融能量的步骤，以及
激活控制单元包括施加消融能量的步骤。
341.根据发明构思326至333中任一项的方法，其中提供经血管导管包括提供在导管的远端部分处包括消融单元的经血管导管，以及方法还包括至少部分地响应于第一检测以及至少部分地响应于第二检测来驱动消融单元以对血管施加将消融能量的施加。
342.根据发明构思341的方法，其中驱动消融单元以施加消融能量的施加包括驱动消融单元以围绕血管的中心纵向轴部分地沿圆周方向施加消融能量的施加。
343.根据发明构思341的方法，其中：
驱动第一子集包括驱动第一子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加第一施加，
驱动第二子集包括驱动第二子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加第二施加，以及
驱动消融单元以施加消融能量的施加包括驱动消融单元以在与第三角范围相对的第三弧中施加消融能量的施加，第三角范围至少部分地落在选自第一角范围和第二角范围的角范围内。
344.根据发明构思326至333中任一项的方法，其中：
驱动第一子集包括驱动第一子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第一角范围相对的第一弧中施加第一施加，以及
驱动第二子集包括驱动第二子集以在与围绕血管的中心纵向轴的第二角范围相对的第二弧中施加第二施加。
345.根据发明构思344的方法，其中第一弧是完整的圆，以及驱动第一子集以在第一弧中施加第一施加包括驱动第一子集以在完整的圆中施加第一施加。
346.根据发明构思326至333中任一项的方法，还包括驱动多个电极中的所有电极以对血管施加非消融电流的第三施加。
347.根据发明构思346的方法，其中驱动所有电极包括在驱动第一子集的步骤和驱动第二子集的步骤之前驱动所有电极。
根据本发明的应用，还提供了发明构思，包括：
348.用于与对象的血管相关联的神经组织一起使用的设备，设备包括：
经血管导管，其包含围绕导管的远端部分的中心纵向轴布置的多个电极，导管的远端部分配置成经腔推进到血管中；
传感器，其配置成检测对象的因子；以及
控制单元，其配置成：
驱动多个电极的第一子集以对血管施加非消融电流的第一施加，第一子集包含多个电极中的一个或更多个但不是全部电极，
从传感器接收在非消融电流的第一施加开始之后检测到的因子的第一值，
随后，驱动多个电极的第二子集以对血管施加非消融电流的第二施加，第二子集包括多个电极中的一个或更多个但不是全部电极，并且与第一子集不同，以及
从传感器接收在非消融电流的第二施加开始之后检测到的因子的第二值。
根据以下结合附图的对本发明的应用的详细描述，将更充分地理解本发明，其中：
附图说明
图1是根据本发明的一些应用的用于消融对象血管的神经组织之系统的示意图；
图2A至图H是根据本发明的一些应用的用于促进对象血管的神经组织之消融的技术的示意图；
图3是根据本发明的一些应用的用于促进肾动脉的神经组织之消融的一些技术的示意图；
图4是参照图2A至图H以及图3描述的技术中的至少一些步骤的流程图；
图5A至图5B是根据本发明的一些应用的用于消融对象的至少一个肾动脉的神经组织之系统的示意图；
图6至图8是根据本发明的一些应用的用于消融对象的血管的神经组织的系统的示意图；
图9A至图9B是根据本发明的一些应用的电极的示意图；
图10是示出根据本发明的一些应用的消融对象的肾动脉之神经组织的至少一些步骤的流程图；
图11是示出根据本发明的一些应用的参照图10描述的步骤中的至少一些步骤的自动化的流程图；
图12是根据本发明的一些应用的用于对象的神经组织的受控消融的系统和用于其使用之技术的示意图；
图13是示出根据本发明的一些应用的用于与图12的系统一起使用的一种或更多种技术中的至少一些步骤的流程图；
图14是根据本发明的一些应用的用于对象的颈动脉体的组织的受控消融的系统的示意图；
图15A至图15F是根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的系统和技术的示意图；
图16A至图16G是根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的系统和技术的示意图；
图17A是根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的系统的示意图；
图17B至图17E是根据本发明的一些应用的将刺激电流驱动到血管壁中的示意图；
图18是示出根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的技术的至少一些步骤的流程图；
图19、图20以及图21A至图21B是根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融之系统的示意图，示出根据本发明的一些应用的用于与该系统一起使用的技术的至少一些步骤的流程图，以及根据本发明的一些应用的与该技术相关的曲线图(graph)；
图22A至图22B分别是根据本发明的一些应用的系统的示意图和根据本发明的一些应用的用于与系统一起使用的技术的至少一些步骤的流程图；
图23A至图23B、图24、图25A至图25B以及图26是根据本发明的一些应用的血管内装置的示意图，每一个装置均包括主体和多个电极；
图27A至图27C是根据本发明的一些应用的相应的印刷电路板(PCB)的示意图，每一个印刷电路板包含设置在基板上的多个电极和导体；
图28示出了根据本发明的一些应用的用于定位和消融神经的方法的流程图；
图29示出了根据本发明的一些应用的用于决定是否执行消融的方法的流程图；以及
图30是示出根据本发明的一些应用的用于决定是否执行消融的数据的示意图。
具体实施方式
参考图1，其是根据本发明的一些应用的用于消融对象的血管的神经组织的系统20的示意性例证。系统20包括血管内装置21，其包括至少一个电极单元22，消融单元24和传感器26。传感器26配置成检测对象的因子，例如指示血压、心率、心率变化性和/或血流量的因子。消融单元24配置成通过对血管的神经组织施加消融能量来对其进行消融，以阻断内源动作电位通过神经组织传播(例如，消融神经组织的第一部分中的神经组织，以永久地阻断致病动作电位通过神经组织的第一部分传播)。电极单元22配置成对神经组织施加非消融电流，通常以引发和/或阻断神经组织中的动作电位(例如，对神经组织的第二部分施加非消融电流，以在神经组织的第二部分中引发和/或暂时阻断动作电位)。
通常，当电极单元22配置成在神经组织中引发动作电位时，其配置成引发具有与内源性动作电位相似的特性和/或效果的动作电位，该消融单元配置成通过消融神经组织来阻断所述内源性动作电位。配置传感器26以检测的参数通常是响应于神经组织中的动作电位而变化的参数(例如，响应于内源动作电位和诱发的动作电位，以及响应于内源性动作电位的阻断)。即，传感器26配置成检测对电极单元22阻断内源性动作电位和/或引发诱发的动作电位的生理响应，和/或检测对消融单元24消融神经组织从而阻断动作电位的生理响应。
虽然单元22a、22b和24被示出为分立的(distinct)元件，但对于一些应用，血管内装置21是包含和/或限定单元22a、22b和24(例如，设置在单个主体23上)的集成单元。例如，装置21可以通过包括单元22a、22b和24的部件(例如，电极)来定义单元22a、22b和24(例如，装置21可以包括支架状主体和沿主体的长度分布的多个电极)。
通常，至少电极单元22和消融单元24耦接到诸如导管28之类的单个纵向构件，并且纵向构件、电极单元22和消融单元24可以如在护套29内和/或通过护套29来一起推进。对于一些应用，如图1所示，传感器26还耦接到导管28并且可以与其一起推进。
对于一些应用，并且如图1所示，系统20包含两个电极单元22(例如，电极单元22a和电极单元22b)。电极单元22a自消融单元24向近侧设置，并且电极单元22b从消融单元24向远端设置。通常，每一个电极单元22配置成在神经组织中引发单向动作电位，诸如通过提供与非消融性阻断电流接近的激发电流来引发，如在神经套管(nerve cuff)领/或中已知的，诸如阴极或阳极DC阻断电流或高频(HF)阻断电流(例如，频率大于4kHz、小于6kHz和/或在4kHz与6kHz之间的HF阻断电流)。例如，每一个电极单元22可以包含一个或更多个(例如，三个或更多个)电极30(例如，电极30a、30b和30c)，电极30a和30b被驱动(例如，被控制单元32驱动)以施加非消融性阻断电流，以及电极30c被驱动以施加激发电流，激发电流引发动作电位以从而仅在远离另外两个电极的方向上传播(即，阻止动作电位通过另外两个电极传播)。通常，激发电流具有与非消融性阻断电流相比更低的频率。更通常地，激发电流的频率大于1Hz和/或小于100Hz，例如在1Hz与100Hz之间，例如在10Hz与100Hz之间。当每一个电极单元22配置成启引发单向动作电位时，电极单元被定向在导管28上，使得由每一个电极单元引发的单向动作电位朝向邻近消融单元24的神经组织(例如朝向神经组织的第一部分)传播。
对于其中系统20包含两个电极单元的应用，电极单元从而也被定向成使得由每一个电极单元引发的单向动作电位朝向另一电极单元传播。对于其中系统20包括仅一个电极单元的应用，该电极单元可包括电极单元22a或22b(例如，该电极单元可设置在针对电极单元22a或22b描述的位置和/或定向)。需要注意的是，尽管在图1中控制单元32被示出为位于其中设置有电极单元和消融单元的血管外部(例如，在对象体外)，然而对于一些应用而言，控制单元32和/或其他控制器配置成在体内(例如设置在其中设置有电极单元和消融单元的血管内)。
对于一些应用，消融单元24包含一个或更多个电极，并且配置成通过对神经组织施加射频(RF)电流来消融神经组织(例如，消融单元24包含配置成由控制单元32驱动以施加RF电流的RF消融单元)。对于一些应用，RF电流的频率在5kHz以上和/或在1GHz以下，例如在5kHz与1GHz之间(例如10kHz-10MHz，例如50kHz-1MHz，例如300kHz-1MHz，例如300kHz-500kHz)。对于一些这样的应用，消融单元24包含布置在沿导管28的轴的不同位置处(例如，在距离电极单元不同的距离处)的多个电极，以使得当设置在肾动脉8内时，消融单元的多个电极中的各电极邻近肾动脉的神经组织的不同部位设置。通常，对于这样的应用，每次消融能量的施加使用多个电极中的不同电极(在下文中描述)，以使得通过消融能量的每次施加来消融神经组织的不同部位。
对于一些应用，消融单元24包含一个或更多个超声换能器，并且配置成通过对神经组织施加超声能量来消融神经组织(例如，消融单元24包含配置成由控制单元32来驱动以施加超声能量的超声消融单元)。消融单元可以作为替代或补充地配置成以低温方式、使用激光、使用电阻加热、使用化学消融或通过另一消融机制来消融神经组织。
现在参考图1以及图2A至图2H，图2A至图2H是根据本发明的一些应用的用于促进使用系统20进行的对象血管的神经组织之消融的技术的示意图。在图1以及图2A至图2H中，血管包括设置在对象的肾10与主动脉12(例如，腹主动脉)之间的对象的肾动脉8，并且系统20配置成消融肾动脉的神经组织，以治疗高血压。然而，对于其他应用，系统20可用于消融另一个血管的神经组织，如颈动脉(例如颈动脉窦)或主动脉弓。例如，可以作为替代或补充地通过在颈动脉窦中的化学感受器和/或压力感受器，和/或与其相关联的神经组织的消融和/或主动脉弓的交感神经组织的消融来治疗高血压。此外，系统20可以用于在其他部位处，诸如肺静脉口处，消融神经组织。
经皮(例如，经腔，如经股动脉)推进系统20，以使得至少电极单元22a和22b以及消融单元24设置在肾动脉8内。因此，电极单元22a和22b以及消融单元24邻近肾动脉的神经组织的相应部分。通常，传感器26配置成检测指示对象之血压的参数(例如，传感器26可以包含压力传感器)。通常，传感器26耦接到导管28，以使得当电极单元和消融单元设置在肾动脉8中时，传感器设置在主动脉12中(或者另选地设置在股动脉中)。例如，传感器可以设置在从血管内装置21和/或其一个或更多个部件向近侧大于2cm和/或小于70cm(例如，在2cm与50cm之间，如在2cm与30cm之间，或者在5cm与40cm之间)处。替选地，系统20可以配置成使得传感器26设置在肾动脉8中。传感器26可以另选地配置成检测指示对象的血流量的参数。例如，传感器26可以包括超声收发器，其配置成使用多普勒超声来检测血流。对于一些这样的应用，传感器26可以设置在体外(例如，不耦接到导管28)。
在递送到肾动脉8之后，电极单元22a和22b通常从压缩输送状态扩展到扩展状态，在扩展状态中，电极30放置成与肾动脉壁接触，并且通常以其中在主动脉12与肾10之间保持至少一些(例如，大部分)流体连通的方式(即，血管内装置通常是非闭合的)。例如，并且如图1以及图2A至图2H所示，每一个电极单元可包含主体23(例如，支撑结构)，如球囊(例如，定义穿过其的内腔的管状球囊)、“筐”、支架或者配置成在肾动脉内呈现螺旋状的纵向结构，在主体23上设置有电极30。另选地，消融单元和电极单元可以集成在单个主体上。对于一些应用，每一个电极单元可以包含不耦接到管状元件的分立“套索”型电极。然而，为了简单起见，在本申请的大部分内容中，其上设置有电极的主体被示出为大致管状，如图1所示。或者，血管内装置实际上可以大体上是闭合的(例如，可包含在膨胀时通常闭合肾动脉的球囊20)。参照图23A至图26来描述其上可以设置电极的主体的多个实施例。
对于一些应用(例如，对于其中消融单元24包含RF消融单元的应用)，消融单元24也从压缩输送状态扩展到其扩展状态。对于一些这样的应用，电极单元22和消融单元24设置在单个主体上，和/或包含集成装置。或者(例如，对于其中消融单元24包含超声消融单元的应用)，消融单元24不扩展(例如，不需要与肾动脉8的壁接触)。
图2A至图2H示出了根据本发明的一些应用的使用系统20来消融肾动脉8之神经组织的技术中的顺序步骤。图2A至图2H中的每一个示出了针对相应步骤的系统20的状态，以及直到相应步骤和包括相应步骤的时刻所检测到的血压的相应示意性图表。
在将系统20放置在对象体内(例如，如上)之后，传感器26检测对象的血压p_A(图2A)。对于一些应用，检测到的血压p_A表示“未治疗的”血压。内源性传出动作电位40和内源性传入动作电位42被示为沿着肾动脉8的神经组织(例如，在对象的肾10与中枢神经系统(CNS)之间)传播。需要注意的是，通常在对象处于相同状态(例如，斜躺和/或安静)时检测血压p_A和本文中描述的其他检测到的血压中的每一个，以便降低变化性。
图2B示出了各自对肾动脉8的神经组织施加非消融性阻断电流的电极单元22a和22b。应当注意的是，在说明书中，阻断电流被称为“非消融性阻断电流”以区别于由消融单元施加的消融能量的任何电流，否则由于所产生的消融的阻断效应，由消融单元施加的消融能量的任何电流可以被认为是“阻断电流”。还要注意的是，虽然由电极单元施加的激发电流也是非消融性的，但是它通常被称为“激发电流”。
如上所述，对于一些应用，电极单元通过电极30a和30b来驱动非消融性阻断电流。对于一些应用，仅电极单元中的一个电极单元施加非消融性阻断电流。内源性传出动作电位40和内源性传入动作电位42被示为被非消融性阻断电流阻断了沿着肾动脉8的神经组织传播。如本领域已知的，假设内源性动作电位的这个阻断具有与肾动脉的神经组织的消融类似的效果(例如，降低体循环血压)。
在非消融性阻断电流的施加开始之后(例如，在施加非消融性阻断电流时，或者在停止施加非消融性阻断电流之后)，传感器26检测对象的血压p_B。(通常，也可以在任何其他时间执行感测，例如，连续地执行感测)。例如，可以在其中允许血压对肾神经活动减少做出响应的持续时间之后检测血压。可以实时地(例如，通过调整振幅，频率和/或占空比)校准非消融性阻断电流，以建立导致对象的最低血压的电流。一般而言，p_B表示肾动脉8的神经组织的假设完美消融可实现的假设最低血压，所述完美消融阻断所有动作电位沿肾动脉8的传播。
图2C示出了通过对神经组织施加激发电流在肾动脉8的神经组织中引发相应的动作电位50和52(即，诱发的动作电位)的电极单元22a和22b。如上所述，对于一些应用，每一个电极单元通过电极30c来驱动激发电流。同样如上所述，电极单元通常配置成引发单向动作电位，并且被定向成使得单向动作电位朝向邻近消融单元24的神经组织传播并且朝向另一电极单元传播。即，(1)由电极单元22a引发的动作电位50通常是传出的，并且从单元22经过消融单元24并且朝向肾10传播，以及(2)由电极单元22b引发的动作电位52通常是传入的，并且从单元22经过消融单元24并且朝向对象的主动脉12和CNS传播。
假设与阻断内源动作电位相反，动作电位50和52的引发具有类似于增加内源动作电位的效果(例如，升高体循环血压)。例如，假设动作电位50诱发肾10通过交感神经通路来升高体循环血压，并且动作电位52诱发CNS通过交感神经通路来升高体循环血压。进一步假设动作电位50和52的效果幅度可以大于内源动作电位的效果幅度，和/或动作电位50和52可以配置成具有这样的更大的效果。
在激发电流的施加开始之后(例如，在施加激发电流时，或者在停止施加激发电流之后)，传感器26检测对象的血压p_C。例如，可以在允许血压对肾神经活动的增加产生响应的持续时间之后检测血压。可以实时地(例如，通过调整幅度，频率和/或占空比)校准激发电流，以建立导致对象的最高血压的电流。对于一些应用，p_C表示通过高水平(例如，假设的最大)肾神经活动可实现的假设最高血压(例如，由对象的身体通过肾神经活动可实现的最高血压)。
尽管图2C示出了两个朝向相反的单向电极单元，需要注意的是，对于一些应用，仅使用一个电极单元，并且对于一些应用，一个或更多个电极单元不是单向的。对于其中使用两个电极单元的应用，电极单元的操作可以相对于彼此在时间上偏移，以减小它们之间的干扰。例如，尽管在相对较大的时间尺度(timescale)上，电极单元22a可以在与电极单元22b引发诱发动作电位52大致相同的时间引发诱发动作电位50，然而在相对较小的时间尺度上，动作电位通常是交替的(例如，如被标记为分别在“时间＝t”和“时间＝t+Δt”施加的动作电位50和52所指示)。
需要注意的是，尽管图2A至图2H示出了顺序步骤，可以以不同的顺序执行参照图2A至图2C描述的步骤(例如，可以在参照图2B描述的步骤之前执行参照图2C描述的步骤)。
图2D示出了消融单元24对肾动脉8的神经组织施加消融能量(例如，消融RF能量)的第一施加60。假设的是将肾动脉组织消融到足以实现肾神经活动的期望的减少的程度，但不至更大的程度。消融能量的第一施加60通常配置成不足以将神经组织消融到期望的程度(例如，不足以完全消融神经组织)。例如，第一施加60可以配置成足以在小于50％(例如，小于20％，如小于10％)的一般人群中完全消融神经组织。也就是说，第一施加60(在肾动脉8的壁中)生成足以在小于50％(例如，小于20％，如少于10％)的一般人群中完全阻断肾神经活动的损伤62(例如，圆周形损伤)。
图2D没有示出在通过消融单元24施加消融能量过程中由电极单元22a和22b施加的非消融性阻断电流。然而，对于一些应用，在此时施加非消融性阻断电流。对于一些这样的应用，在消融能量的施加过程中的非消融性阻断电流的施加例如通过诱发局部感觉异常和/或麻醉来减少对象经历的疼痛。用于诱发该疼痛缓解的非消融性阻断电流可以具有与用于阻断正在被消融的神经组织中的内源性信号的非消融性阻断电流相同的特性或具有与其不同的特性。对于一些应用，不同的电极单元用于施加缓解疼痛的非消融性阻断电流。对于一些应用，作为替代或补充地使用另一种疼痛缓解方法(例如，提供镇痛药)。
在第一施加60之后，电极单元22a和22b通过再次施加激发电流来再次引发诱发的动作电位50和52(图2E)。动作电位50和52至少部分地被阻断通过神经组织中的损伤62传播(由所设置的越过损伤62的动作电位之箭头的虚线部分表示)。在激发电流的施加开始之后(例如，在施加激发电流时，或者在停止施加激发电流之后)，传感器26检测对象的血压p_D。例如，可以在允许血压对动作电位50和52产生响应的持续时间之后检测血压。检测到的血压p_D由此可以表示在消融能量的第一施加60之后通过高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动(例如，在存在损伤62的情况下的高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动)可实现的假设最高血压。由于由损伤62引起的诱发动作电位50和52的减小的传播，检测到的血压p_D通常低于检测到的血压p_C。压力p_D通常大于压力p_B(例如，由于消融能量的第一施加60的典型配置通常不足以完全消融神经组织)。
随后，消融单元24通常对肾动脉8的神经组织施加消融能量的第二施加60′，从而提高损伤(现在表示为62′(图2F))的消融程度。第二施加60′可以具有与第一施加60相同的特性(例如，强度)，或者可以是不同的(例如，可以具有更高或更低的强度)。例如，如果传感器26确定由于消融能量的第一施加60导致的体循环血压的降低显著小于所期望的，则可以将消融能量的第二施加60′设置为具有比消融能量的第一施加60更高的强度。类似地，如果传感器26确定由于消融能量的第一施加60导致的体循环血压的降低接近目标水平(例如，期望水平)，则可以将消融能量的第二施加60′设置为具有与消融能量的第一施加60相同或者与消融能量的第一施加60相比更低的强度。(通常，可以使用本领域已知的技术来改变所施加能量的强度，例如通过改变幅度，脉冲宽度，频率，能量施加的持续时间或能量施加的占空比)。
在消融能量的第二施加60′之后，电极单元通过施加激发电流再次引发动作电位50和52(图2G)。由于损伤的提高的消融，动作电位50和52被以更大的程度阻止通过损伤62′传播，所述程度高于它们被组织阻断通过损伤62传播(由图2G中的动作电位的箭头的虚线部分所示，虚线部分与图2G中的相同部分相比更多地断开)。在激发电流的施加开始之后(例如，在施加激发电流时，或者在停止施加激发电流之后)，传感器26检测对象的血压p_E。例如，可以在允许血压对动作电位50和52产生响应的持续时间之后检测血压。检测到的血压p_E由此可以表示在消融能量的第二施加60′之后通过高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动(例如，在存在损伤62′的情况下的高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动)可实现的假设最高血压。由于由损伤62′引起的诱发动作电位50和52的进一步减小的传播，检测到的血压p_E通常低于检测到的血压p_D。
可以根据需要重复消融神经组织，引发动作电位和检测血压的循环(例如，如参照图2D至图2E，以及图2F至图2G所述)。图2H示出了其中执行了另外两个这样的循环并且获得了相应的所检测到的血压p_F和p_G的实例。诱发的动作电位50和52被完全阻断从而无法通过现在标记为62″的损伤传播。需要注意的是，对于一些施加和/或对于一些对象，可以使用更少或更多的循环来实现期望的阻断程度(例如，完全阻断)。例如，对于一些对象，仅施加消融能量的一次施加。
再次参照图2A至图2H。对于一些应用，在每一个循环测量电极单元22a与电极单元22b之间的阻抗，以进一步促进所实现的消融程度的确定。
参照图3，其是根据本发明的一些应用的用于促进肾动脉的神经组织消融的一些技术的示意图。图2A至图2H示出了使用系统20重复地(例如，循环地)引发肾动脉的神经组织中的诱发动作电位，消融肾动脉的神经组织，以及重复地检测(1)在存在和不存在诱发的动作电位的情况下，以及(2)在消融之前和消融之后的对象的血压。如参照图2A至图2H描述的，可以根据需要重复该消融.激发-检测循环以实现期望的消融程度。图3示出了通过其可以确定合适的重复次数的若干技术。通常，在血压p_A的检测之后，在血压的每次检测之后执行该确定。为了说明的目的，图3示出了在四次消融和四次相应的血压检测(p_D、p_E、p_F和P_G)之后执行的该确定。
对于一些应用，至少部分地响应于检测到的血压p_G与检测到的血压p_C之间的差值Δ_1来停止消融-激发-检测循环。例如，差值Δ_1可以是(1)在最近的消融能量施加之后检测到的血压与(2)通过高水平(例如假设的最大)的肾神经活动可实现的最高血压之间的差值。
对于一些应用，至少部分地响应于检测到的血压p_G与检测到的血压p_B之间的差值Δ_2来停止消融-激发-检测循环。例如，差值Δ_2可以是(1)在最近的消融能量施加之后检测到的血压与(2)通过肾动脉的神经组织的假设完美消融可实现的假设最低血压之间的差值。对于一些这样的应用，至少部分地响应于差值Δ_1与差值Δ_2之间大小的差异来停止循环。例如，如果Δ_1显著大于Δ_2(例如，例如，比Δ2大出阈值大小以上)，则可以停止循环，因为认为已经诱发对血压的假设可能效果的阈值比例。
假设Δ_1和Δ_2指示直到并包括最近消融的消融对于肾神经活动对血压做出的最大可能贡献的累积效果。
对于一些应用，至少部分地响应于检测到的血压p_G与检测到的血压p_F之间的差值Δ_3来停止消融-激发-检测循环。例如，差值Δ-3可以是(1)在最近的消融能量施加之后检测到的血压与(2)在紧邻的前一次消融能量施加之后检测到的血压之间的差值。对于一些这样的应用，至少部分地响应于检测到的血压p_D与检测到的血压p_C之间的差值Δ_4来停止循环。例如，差值Δ_4可以是(1)在消融能量第一施加之后检测到的血压与(2)在消融能量第一施加之前检测到的血压之间的差值。对于一些这样的应用，至少部分地响应于差值Δ_3与差值Δ_4之间的大小的差异来停止循环。例如，如果Δ_3显著小于Δ_4(例如，Δ_3比Δ_4小出阈值大小以上)，则可以停止循环，因为认为最近的消融能量施加(即导致差值Δ_4的消融能量施加)在降低血压方面的效果显著低于消融能量的第一施加，并且因此消融能量的进一步施加也不太可能是显著有效的。
假设Δ_3和Δ_4分别指示最近消融和第一消融对于肾神经活动对血压的最大可能贡献的效果。因此，假设单独的Δ_4，并且在与Δ_3比较时，表示最近的消融能量施加的功效。
对于一些应用，至少部分地响应于一个或更多个血压检测，不执行消融。例如，如果在给定对象中，检测到的“未治疗”血压p_A与通过神经组织的假设完美消融可实现的假设最低血压p_B之间的差值Δ_5低于阈值差值，则可以确定肾神经消融不是该对象的适当治疗。可以作为替代或补充地响应于(1)血压p_A与血压p_C之间的差值Δ_6和/或(2)血压p_C与血压p_B之间的差值Δ_7来做出类似的确定。假设差值Δ_5、Δ_6和/或Δ_7指示对于给定对象的肾神经消融对高血压的潜在功效，由此至少部分地响应于这些差异来进行患者选择。例如，Δ_7的高值可以指示在给定对象中血压对肾神经活动的相对高的灵敏度，因此给定对象更可能被选择用于肾神经消融。
需要注意的是，对于一些应用，可以从过程中省略上文所述的血压测量中的一个或更多个。例如，如果预先得知使用差值Δ_1到Δ_7中的哪一个差值来确定何时停止消融-激发-检测循环，则可以省略将来不会使用的测量。然而，通常，仅省略消融前血压(例如，p_A、p_B和p_C)中的两个最大值，并且不省略任何一个消融后血压(例如p_D、p-E、p_F和p_G)。对于一些应用，仅基于最近消融之后实现的血压来确定何时停止消融-激发-检测循环。
参照图4，其是示出参照图2A至图2H以及图3描述的技术中的至少一些步骤的流程图。步骤102包括检测指示血压的参数的初始值，例如，如参照图2A的描述。
步骤104包括(1)通过对神经施加非消融性阻断电流来阻断神经中的内源性动作电位，以及(2)在非消融性阻断电流的施加开始之后，检测参数的值(即“经阻断”值)，例如，如参照图2B的描述。“经阻断”值可以大于或小于初始值，这依据参数和被消融的神经。例如，对于其中肾神经被消融以治疗高血压的应用，肾神经中的内源性动作电位的阻断通常降低血压。同样如参照图2B描述的，任选地执行校准步骤106，以建立将对检测到的参数具有最大效果的非消融性阻断电流的特性。
步骤108包括(1)通过对神经施加激发电流来引发神经中的动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测参数的值(即“经激发”值)，例如，如参照图2C的描述。类似于“经阻断”值，“经激发”值可以大于或小于初始值，这依据参数和被消融的神经。同样如参照图2C描述的，任选地执行校准步骤110，以建立将对检测到的参数具有最大效果的激发电流的特性。
如上所述，可以以与图4所示不同的顺序执行步骤102、104和106。然而，步骤102通常在将设备(例如，系统20)输送到对象体内之后、并且在步骤104和106之前执行。
步骤112包括通过施加消融性能量来消融神经组织，例如，如参照图2D的描述(并且如随后参照图2F描述的)。随后，执行步骤114，其包括(1)通过对神经施加激发电流在神经中引发动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测参数的值，例如，如参照图2E描述的。对于一些应用，步骤114与步骤108相同，但在其中引发动作电位的神经组织已经至少部分地被消融。因此，在步骤114中检测到的值是“经消融”值。
随后，将“经消融”值与以下值中的至少一个值进行比较：初始值、“经阻断”值和“经激发”值(步骤116)，并且做出继续消融或停止的决定118，例如，如参照图3的描述。如果决定继续消融，则任选地在调整步骤120之后，重复步骤112、114、116和118，在调整步骤120中，调整消融能量的一个或更多个特性(例如，强度)。技术的这一部分由此表示迭代例程122(例如，循环)，其可以包括上文(例如，参照图2A至图2H以及图3)描述的消融-激发-检测循环。
对于一些应用，可以使用单个电极单元来执行图4中示出(例如，在步骤108到步骤114内)的动作电位的引发和消融步骤。例如，单个电极单元可以在血管中前后移动，在施加激发电流与施加消融能量(例如，消融RF电流)之间交替。单个电极单元还可以用于通过施加非消融性阻断电流来执行内源性动作电位的阻断(例如，在步骤104内)。
再次参照图2A至图4。根据本发明的各种应用，可以以不同程度的自动化来执行本文中描述的系统20和技术。例如：
●系统20可以显示由传感器26检测到的血压(例如，在显示器上以数字和/或图形格式)，使得操作医师(或另一医疗提供者)可以确定何时停止消融-激发-检测循环。例如，可以显示类似于图3所示的曲线图。
●系统20可以至少部分地基于检测到的血压来向医师显示关于继续还是停止消融-激发-检测循环的指令或建议。类似地，可以由系统20提供音频指令/建议。
●系统20(例如，其控制单元32)可以至少部分地基于检测到的血压来自动控制电极单元和消融单元。例如，控制单元32可以从传感器26接收指示检测到的血压的信息，并且作为响应控制(例如，停止)消融-激发-检测循环。
再次参照图2A至图4。对于本发明的一些应用，可以向对象施用一种或多种药物以调节对象的血压，以便促进于上文所述的步骤中的一个或更多个。例如，可以在整个过程中向对象施用降血压药物，以降低所有检测到的血压值(例如，图3中示出的p_A、p_B等)。对于一些这样的应用，当检测到的值发生变化时，这些检测到的值之间的差值(例如，图3中所示的Δ_5，Δ_6等)保持相对恒定(即，偏移，但是通常不在大小上发生变化)。假设对于一些这样的应用，施用这样的降血压药物使得能够确定通过高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动可实现的假设最高血压(例如，p_C)，而不需要使对象的血压升高到高于期望(例如，安全)阈值。类似地，可以施用升血压药物以增加血压的检测值，如使得能够确定通过神经组织的假设完美消融可实现的假设最低血压(例如，图3中示出的p_B)，而不需要使对象的血压降低到期望(例如，安全)阈值以下。
参照图5A和图5B，其是根据本发明的一些应用的用于消融对象的至少一个肾动脉的神经组织之系统的示意图。对于一些应用，期望消融对象的两个肾动脉8a和8b的神经组织。例如，假设对于一些应用，有利的是在两个肾动脉中不完全地消融神经组织(例如，与完全消融仅一个肾动脉中的神经组织相反)，以保留每一个肾神经中的至少一些神经活动，例如，使得每一个肾保留至少一些血压控制。图5A示出了系统140，其包含两个血管内装置21(例如，血管内装置21a和血管内装置21b)，每一个血管内装置21包括相应的消融单元24(即，消融单元24a和消融单元24b)和相应的一对电极单元22(即，一对包括电极单元24a和24b，而另一对包括电极单元24c和24d)。一个血管内装置21(即，一个消融单元和一对电极单元)设置在每一个肾动脉中，并且配置成消融相应的肾动脉的神经组织的相应段。对于一些应用(例如，如图5A所示，对于系统140)，血管内装置21b与血管内装置21a相同(即，与血管内装置21a是分开的但与其相同)。即，系统140的两个远端部分彼此分开但是彼此相同。对于一些应用(例如，如图5B所示，对于系统160)，两个血管内装置和/或系统的两个远端部分彼此不相同。
对于本发明的一些应用，当引发一个肾动脉的神经组织中的诱发动作电位时，使用非消融性阻断电流来阻断另一肾动脉的神经组织中的内源性动作电位，例如以便降低任何观察到的效果的混淆。或者，在两个肾动脉的神经组织中引发(例如，同时)诱发的动作电位。对于一些应用，期望即使在不消融另一肾动脉的神经组织时，仍然在另一肾动脉的神经组织中执行该阻断和/或引发。对于一些应用，在基本上相同的时间对两个肾动脉的神经组织(即，双侧地)施加非消融性阻断电流，例如，以确定通过两个肾动脉的神经组织的假设完美消融可实现的最低血压。对于一些应用，使用这样的最低血压代替参照图2A至图4描述的p_B或者作为对其的补充。对于一些这样的应用，系统160(在图5B中示出)，系统220(在下文参照图6描述)，系统320(在下文参照图7描述)和/或系统420(在下文参照图8描述)用于代替系统160，可以作必要的修改(mutatis mutandis)。系统160包含第三电极单元162(其可以包括电极单元22c)，但通常不包含电极单元22d或消融单元24b。如上文，通常按照如上对系统20的描述使用系统140和160，可以作必要的修改。
对于一些应用，系统140和160的导管28具有其两个远端部分：纵向构件第一远端部分28a和纵向构件第二远端部分28b。即，对于一些应用，导管28的远端部分分叉成远端部分28a和28b，远端部分中的每一个都配置成推进到相应的肾动脉中，如图5A至图5B所示。
现在参照图6，其是根据本发明的一些应用的用于消融对象血管的神经组织之系统220的示意图。通常以与上文描述的系统20类似的方式使用系统220，可以作必要的修改，并且除非另有描述，系统220的元件通常与系统20的相同命名的元件相同。例如，系统220可以与参照图4描述的步骤组合使用，可以作必要的修改。系统220包含血管内装置221，其包含第一电极单元222a和第二电极单元222b，以及设置在所述电极单元之间的消融单元24(如上所述)。尽管单元222a、222b和24被示出为分立的元件，然而对于一些应用，血管内装置221是包含和/或限定单元222a、222b和24(例如，设置在单个主体23上)的整体单元。例如，对于消融单元24包含含有一个或更多个电极的RF消融单元的应用，装置221可以通过包含单元222a、222b和24的电极来限定单元222a、222b和24(例如，装置221可以包括支架状主体和沿着主体的长度分布的四个电极)。
第二电极单元222b配置成在邻近单元222b的血管之神经组织的一部分中引发动作电位。与系统20的电极单元22b不同，电极单元222b通常不是单向的，而是通常引发双向动作电位。此外，电极单元222b通常不配置成阻断动作电位。对于一些应用，并且如图6所示，电极单元222b包含单个电极230c，并且另一电极(例如，电极单元222a的电极，消融单元24的电极或体外电极)可以用作返回电极。
第一电极单元222a配置成在邻近单元222a的血管之神经组织的一部分中阻断动作电位，如传播通过单元222a的动作电位。与系统20的电极单元22a不同，电极单元222a通常不配置成诱发动作电位。对于一些应用，并且如图6所示，电极单元222a包含两个电极230a和230b，并且控制单元32配置成在电极230a与电极230b之间驱动非消融性阻断电流(例如，控制单元可以配置成经由电极230a来驱动非消融性阻断电流，电极230b用作用于非消融性阻断电流的返回电极)。或者，电极单元222a可以仅包含一个电极，并且另一电极(例如，电极单元222b的电极，消融单元24的电极或体外电极)可以用作返回电极。
如上，系统20(如上文参照图1至图2H)配置成引发(1)通过消融单元24并且朝向肾传播的单向动作电位，以及独立地引发(2)通过消融单元24并且朝向CNS传播的单向动作电位。因为所有被引发的单向动作电位必须经过消融单元24传播，所以它们必须通过经受消融的神经组织部分传播，因此所产生的体循环血压的升高指示神经组织该部分的消融程度。
可以观察到的是，与系统20相比，系统220通常包含较少的电极。即系统220通常比系统20更简单。可以进一步观察到的是，因为由电极单元222b诱发的动作电位不是单向的，所以它们也通常朝向肾脏10传播而不通过经受消融的神经组织部分。发明人已经注意到，由CNS的刺激导致的对体循环血压的效果比由肾的刺激导致的对体循环血压的效果更即时。假设可以使用系统220来执行与上文描述的通过系统20执行的技术类似的技术，虽然一些被引发的动作电位朝向肾传播而不通过经历消融的神经组织部分，但是在上文描述的(例如，参照图2A至图4)“激发并检测”步骤过程中的体循环血压的检测通常涉及检测由CNS刺激引起的更即时的变化，而不是由肾刺激引起的较慢的效果。对于一些应用，检测对象的参数(例如，心率和血压)变化的具体模式可以用于识别和/或区分由系统220引发的动作电位引起的效果。
对于一些应用，系统220包含单个血管内装置221。对于一些应用，系统220包含两个血管内装置221，每一个血管内装置配置成以类似于参照图5A描述的针对系统140的方式放置在相应的肾动脉中，可以作必要的修改。图6示出了包含两个血管内装置的可选系统220，其中导管28的第二远端部分28b未示出，结合上文参照图5A至图5B的描述，第二血管内装置可以耦接到导管28的第二远端部分28b。
参照图7，其是根据本发明的一些应用的用于消融对象血管之神经组织的系统320的示意图。通常以与上文描述的系统20和220类似的方式使用系统320，可以作必要的修改，并且除非另有描述，系统320的元件通常与系统20的相同命名的元件相同。例如，系统320可以与参照图4描述的步骤组合使用，可以作必要的修改。
系统320包含血管内装置321，其包含(1)含有电极330a的第一电极单元322a，(2)含有电极330b的第二电极单元322b，以及设置在上述电极单元之间的消融单元24(如上文的描述)。虽然单元322a、322b和24被示出为分立的元件，但是对于一些应用，血管内装置321是包含和/或限定单元322a、322b和24的集成单元，例如如上文针对装置221的描述，可以作必要的修改。
如上所述，系统220的电极单元222a可以仅包含一个电极。对于一些应用，当系统220的电极单元222a仅包含一个电极时，系统320包含系统220或者是系统220的一个实施方案。
对于一些应用，控制单元32配置成经由电极330b来驱动激发电流，另一电极(例如，消融单元24的电极，电极330a和/或体外电极)用作用于激发电流的返回电极。即，对于一些应用，控制单元32驱动电极330b和330a以在它们之间、跨消融部位施加激发电流。对于一些应用，控制单元32配置成经由电极330a来驱动非消融性阻断电流，另一电极(例如，消融单元24的电极，电极330b和/或体外电极)用作用于非消融性阻断电流的返回电极。对于其中消融单元24包含RF消融单元的一些应用，电极330a，电极330b和/或体外电极可用作用于消融RF能量(即，RF电流)的返回电极。
对于一些应用，系统320包含单个血管内装置321。对于一些应用，系统320包含两个血管内装置321，每一个血管内装置配置成以类似于参照图5A描述的针对系统140的方式放置在相应的肾动脉中，可以作必要的修改。图7示出了包含两个血管内装置的系统320的选择，其中导管28的第二远端部分28b未示出，如上文参照图5A至图5B描述的，第二血管内装置可以耦接到导管28的第二远端部分28b。
参照图8，其是根据本发明的一些应用的用于消融对象血管之神经组织的系统420的示意图。通常以与上文所述的系统20、220和320类似的方式使用系统420，可以作必要的修改，并且除非另有描述，系统420的元件通常与系统20的相同命名的元件相同。例如，系统420可以与参照图4描述的步骤组合使用，可以作必要的修改。
系统420包括血管内装置421，其包括(1)包含电极430的电极单元422，以及(2)消融单元24(如上文的描述)。尽管单元422和24被示出为分立的元件，但是对于一些应用，血管内装置421是包含和/或限定单元422a和24的集成单元，例如，如上文针对设备221和321的描述，可以作必要的修改。
对于一些应用，控制单元32配置成经由电极430来驱动激发电流，另一电极(例如，消融单元24的电极和/或体外电极)用作用于激发电流的返回电极。对于一些应用，控制单元32配置成还经由电极430来驱动非消融性阻断电流，另一电极(例如，消融单元24的电极和/或体外电极)用作用于非消融性阻断电流的返回电极。对于其中消融单元24包括RF消融单元的应用，控制单元32可以可选地配置成经由RF消融单元的电极来驱动非消融性阻断电流，电极430和/或体外电极用作用于非消融性阻断电流的返回电极。对于其中消融单元24包括RF消融单元的一些应用，电极430和/或体外电极可以用作用于消融RF能量(即，RF电流)的返回电极。
对于一些应用，系统420包括单个血管内装置421。对于一些应用，系统420包括两个血管内装置421，每一个血管内装置配置成以类似于参照图5A描述的针对系统140的方式放置在相应的肾动脉中，可以作必要的修改。图8示出了包括两含血管内装置的系统420的选择，其中导管28的第二远端部分28b未示出，如上文参照图5A至图5B描述的，第二血管内装置可以耦接到导管28的第二远端部分28b。
再次参照图6至图8。需要注意的是，在系统220、320和420中，在更靠近肾10的消融单元24的一侧引发动作电位，使得动作电位在达到CNS之前必须传播通过消融单元(即，通过经受消融的神经组织的部分)，并且因此由CNS响应于所引发的动作电位而诱发的效果(例如，对体循环血压的效果)指示该神经组织部分的消融程度。
参照图9A至图9B，其是根据本发明的一些应用的用于与本发明一起使用的电极的示意图。图9A示出了电极240，其包括可抵靠(或靠近)肾动脉8的内壁放置使得电极跟踪动脉的内壁、例如以形成完整的圆的大致圆形的电极。对于一些应用，电极240包括几乎形成完整的圆的“套索”型电极。图9B示出了电极242，其包括可抵靠(或靠近)肾动脉8的内壁放置的多个子电极244。电极242大致以弧的形式(例如，大致360度弧(即，完整的圆))跟踪动脉8的内壁，但在子电极244之间具有小间隙(例如，电极242形成断弧，例如断环)。通常，子电极244配置成同时但至少部分地彼此独立地被驱动(例如，子电极可由控制单元独立地寻址)，并且通常进一步配置成(例如，电耦接到控制单元，如控制单元32)使得电流例如经由从控制单元引出的分开的导线在子电极之间平衡(例如，均匀分布)。假设对于一些应用，包含子电极244的电极242的使用有利地减小了否则可以由围绕动脉8的圆周的组织的电导率的差异引起的围绕圆周的电流分布的差异。
对于一些应用，上文描述的一个或更多个电极可以包括电极242。例如，电极单元的电极(用于阻断电流和/或激发电流的施加)和/或对于其中消融单元24包括RF消融单元的应用，消融单元的消融电极可以包括电极242。
参照图10，其是示出根据本发明的一些应用的消融对象的肾动脉8之神经组织中的至少一些步骤的流程图。对于一些应用，理想的是不完全地消融神经组织，例如消融到已知程度。对于这样的应用，血压可以用作这样的消融的指标在本文中描述了使用参照图8描述的系统420执行图10中示出的步骤。但是需要注意的是，这些步骤可以可选地使用其他设备来执行，如本文描述的其他系统，可以作必要的修改。
例如使用传感器26来检测对象的血压(例如，处于静息状态)的初始值502。通过施加在肾神经中诱发动作电位的激发电流(例如，使用电极430)，并且在激发电流的施加开始之后检测所检测到的经激发血压值(例如，在施加激发电流时，或在停止施加激发电流之后)来确定504检测到的经激发血压值。例如，可以在允许血压对肾神经活动提高做出响应的持续时间之后检测血压。
(例如，由控制单元32)将检测到的经激发血压值与目标经激发血压值(在下文中参照步骤508的描述)进行比较506。如果检测到的经激发血压值没有超过至少部分地基于目标经激发血压值限定的阈值，则改变激发电流的至少一个属性(例如但不限于频率或幅度)的值510，并且再次确定检测到的经激发血压值504，直到检测到的经激发血压值超过至少部分地基于目标经激发血压值定义的阈值。由框512表示这个迭代例程。对于一些应用，由控制单元32自动执行这个该迭代例程。例如，操作以是(或另一医疗提供者)可以按下控制单元32上的单个按钮，并且控制单元以迭代方式(1)施加504激发电流并且检测504检测到的经激发血压值，(2)将检测到的经激发血压值与目标经经激发血压值进行比较506，以及(3)改变激发电流的至少一个属性的值，直到检测到的经激发血压值超过至少部分地基于目标经激发血压值定义的阈值。
需要注意的是，在本专利申请(包括说明书和权利要求书)中，“至少部分地基于给定值定义的阈值”可以是：
等于给定值(例如，参照上述段落，检测到的经激发血压值通过变为等于或大于目标经激发血压值来超过阈值)，或者
与给定值相差固定值，相差给定值的固定倍数，和/或相差至少部分地基于给定值确定的线性或非线性函数(例如，参照上述段落，检测到的经激发血压值通过变为等于或大于以下值来超过阈值：该值与目标激发血压值相差固定值，相差目标经激发血压值的固定倍数，和/或相差至少部分地基于目标经激发血压值确定的线性或非线性函数)。
对于一些应用，由控制单元32至少部分地响应于初始血压值来提供(例如，生成)目标经激发血压值508。例如，控制单元32可以将目标经激发血压值设置为被初步血压值大给定量或百分比。或者，可以例如通过操作医师(或另一医疗提供者)将目标经激发血压值输入到控制单元32中来手动地提供目标激发血压值508。
一旦检测到的激发血压值超过至少部分地基于目标经激发血压值所以定义的阈值，则(例如，使用消融单元24)对肾动脉8的神经组织施加消融能量514。
随后，通过施加(例如，使用电极430)所选激发电流在神经组织中再次诱发516动作电位，所选激发电流(例如，其特性)至少部分地基于检测到的经激发血压值超过至少部分地基于目标经激发血压值定义的阈值(在步骤506中)时的激发电流。例如，所选激发电流的至少一个特性(例如，频率和/或幅度)的值可以等于检测到的经激发血压值超过所选(例如，通过控制单元32选择的)阈值时的激发电流的同一属性的值(例如，诱发检测到的经激发血压值的激发电流超过阈值)。对于一些应用，所选激发电流可以等同于检测到的经激发血压值超过至少部分地通过目标经激发血压值定义的阈值时的激发电流。
在所选激发电流的施加开始之后(例如，在施加所选激发电流时，或者在停止施加所选电流之后)，(例如，由传感器26)检测检测到的经消融血压值516。例如，可以在允许血压对肾神经活动的提高产生响应持续时间之后检测血压。
(例如，由控制单元32)将检测到的经消融血压值与(下文参照步骤520描述的)目标经消融血压值进行比较518。如果检测到的经消融血压值没有超过至少部分地基于目标经消融血压值定义的阈值，则再次施加514消融能量，并且再次确定检测到的经消融血压值516，直到检测到的经消融血压值超过至少部分地基于目标经消融的血压值定义的阈值。由框522指示这个迭代例程。对于一些应用，由控制单元32自动地执行这个迭代例程。例如，操作医师(或另一医疗提供者)可以按压控制单元32上的单个按钮，并且控制单元以迭代方式(1)施加消融能量514，(2)施加516所选激发电流并且检测516检测到的经消融激发血压值，并且(3)将检测到的经消融血压值与目标经消融血压值进行比较518，直到检测到的经消融血压值超过至少部分地基于目标经消融血压值定义的阈值。
需要注意的是，至少部分地基于目标经消融血压值定义的阈值可以是：
等于目标经消融血压值(例如，检测到的经消融血压值通过变为等于或低于目标经消融血压值来超过阈值)，或者
与目标经消融血压值相差固定值，相差目标经消融血压值的固定倍数，和/或相差至少部分地基于目标经消融血压值确定的线性或非线性函数(例如，检测到的经消融血压值通过变为等于或低于以下值来超过阈值：该值与目标经消融血压值相差固定值，相差目标经消融血压值的固定倍数，和/或相差至少部分地基于目标经消融血压值确定的线性或非线性函数)。
对于一些应用，在每次迭代过程中，消融能量保持相同的特性(例如，控制单元32驱动消融单元24来施加具有相同特性的消融能量)。对于一些应用，在消融能量的每一个后续施加之前(例如，通过控制单元32)改变524消融能量的特性。例如，可以由控制单元32来增大或减小消融能量的强度。
对于一些应用，由控制单元32至少部分地响应于(1)初始血压值(如参照步骤502的描述)和(2)目标经激发血压值和/或检测到的经激发血压值(如参照步骤506和508的描述)，以及任选地至少部分地响应于可以给控制单元提供526的目标消融水平(例如，期望水平)来提供(例如，生成)目标经消融血压值520。例如，操作医师(或另一医疗提供者)可以(例如，通过控制单元32的接口33，如拨号盘或键盘)将(例如，基于对象和/或接受治疗的病症的一个或更多个参数将)目标消融程度输入到控制单元32中，并且控制单元至少部分地响应于(1)初步血压值和(2)目标经激发血压值和/或检测到的经激发血压值来计算与目标消融程度对应的的目标经消融血压值。仅仅为了说明的目的，例如，如果目标消融程度是50％，则目标经消融血压值可以被计算为(1)初步血压值与(2)目标经激发血压和/或检测到的经激发血压值之间的中间值。可选地，可以例如通过操作医师(或另一医疗提供者)将目标经消融血压值输入到控制单元32中来手动地提供目标经消融血压值520。
参照图11，其是示出了根据本发明的一些应用的参照图10描述的步骤中的至少一些步骤的自动化的流程图。如参照图10描述的，对于一些应用，由控制单元32来执行目标经激发血压值和/或经消融血压值的生成。类似地，对于一些应用，由控制单元32来(例如，自动地)执行迭代步骤512和/或迭代步骤522。图11示出了对于本发明的一些应用，哪些步骤由操作医师(或另一个医疗提供者)来(例如，手动地)执行以及哪些步骤由控制单元32来(例如，自动地)执行。
操作医生将血管内装置20(例如，系统420的血管内装置421)经皮推进540到对象的肾动脉8中，(例如，经由控制单元32的接口)将目标消融程度输入到控制单元32中526，并且启动控制单元。需要注意的是，另选地，可以以相反的顺序执行步骤540和526，并且另一医疗提供者可以执行步骤526。随后，控制单元32自动执行由框542指示的步骤，并且在操作医生将血管内装置544从对象收回时指示过程(例如，消融过程)完成。参照图10使用相同的附图标记描述了框542包括的步骤。需要注意的是，图11的步骤512对应于图10的框512，其包括步骤504、506和510，以及图11的步骤522对应于图10的框522，其包括步骤514、516、518和524。
虽然一般描述为使用(参照图8描述的)系统420来执行参照图10至图11描述的技术，但是需要注意的是，可以另选地使用诸如本文描述的其他系统之类的其他设备来执行这些技术，可以作必要的修改。例如，可以使用系统20、系统140、系统160、系统220或系统320来执行参照图10至图11描述的技术，可以作必要的修改。
再次参照图1至图11。上文描述的技术(通常在激发电流的施加过程中)利用血压作为肾动脉的神经组织消融的指标。所产生的这种神经组织的受控消融可用于治疗高血压，包括不需要完全肾神经消融的对象的轻度高血压，以及患有肾衰竭的完全肾神经消融对其可能有害的对象的高血压。然而，需要注意的是，这些技术还可以用于促进该神经组织的受控消融，以用于治疗其他病症，如充血性心力衰竭，睡眠呼吸暂停和糖尿病对象的降低的胰岛素敏感性。即，即使在没有高血压和/或未接受针对高血压的治疗的对象中，血压仍然可用于指示和/或控制肾动脉的神经组织的消融程度。
参照图12至图13，其是根据本发明的一些应用的用于对象的神经组织602的受控消融的系统600及用于其使用的技术的示意图。图12是根据本发明的一些应用的系统600的示意图。神经组织602通常直接或间接地神经支配对象的解剖结构604(例如，携带到解剖结构和/或来自解剖结构的动作电位)。对于一些应用，神经组织602携带对象的解剖结构604与中枢神经系统606之间动作电位。通常，动作电位能够改变对象的参数，并且由此解剖结构604通常能够改变对象的参数。对于一些应用，神经组织602包括对象的节后神经元。
系统600包含至少一个电极单元622，消融单元624和配置成驱动和/或控制电极单元和/或消融单元的控制单元632。对于一些应用，控制单元632包含接口633。通常，系统600还包含传感器626，其配置成检测指示对象之参数的因子。对于一些应用，系统600不包含传感器，并且通过不是系统600的部件的传感器来检测和/或由医疗专业人员来检测参数。对于这样的应用，可以通过接口633来手动地或自动地输入与因子有关的信息(例如，因子的值)。
将电极单元622和消融单元624推进到神经组织602的附近，例如，到神经组织的1cm以内(例如，到神经组织的1mm以内，如与神经组织接触)。对于一些应用，神经组织602包括与对象的血管相关联(例如，设置在血管壁的外膜层内)的神经组织，并且将电极单元622和消融单元624通过血管推向神经组织，通常在过程的持续过程中保留在血管内(例如，如上文参照图1至图11的描述，可以作必要的修改)。需要注意的是，虽然图12示出了电极单元622设置成与消融单元624相比离解剖结构604更近，但是对于一些应用，电极单元设置成与消融单元相比离解剖结构更远。对于一些应用，系统600的电极单元622、消融单元624、控制单元632和/或传感器626包含上文描述的一个或更多个其他系统的相应的相同命名的对应部件。对于一些应用，按照针对上文描述的一个或更多个其他系统的相同名称的对应部件的描述来布置(例如，彼此耦接)系统600的电极单元622、消融单元624、控制单元632和传感器626。例如，电极单元622、消融单元624、控制单元632和传感器626可以耦接到纵向构件如导管28(图12中未示出)并且沿着纵向构件设置。
图13是示出根据本发明的一些应用的用于与系统600一起使用的一种或更多种技术中的至少一些步骤的流程图。通过电极单元622对神经组织602的第一部分施加激发电流在神经组织的第一部分中引发动作电位(步骤642)。激发电流的频率通常大于1Hz和/或小于100Hz，如在1Hz与100Hz之间，例如在10Hz与100Hz之间。在激发电流的施加开始之后，例如使用传感器626来执行指示对象之参数的因子的检测(步骤642)。对于一些应用，在激发电流的施加过程中执行检测。对于一些应用，在停止施加激发电流之后执行检测。
至少部分地响应于因子的检测，由消融单元624对神经组织602的第二部分施加消融能量(步骤644)。对于一些应用，消融单元624包括RF消融单元，并且施加频率为5kHz以上和/或1GHz以下，如在5kHz与1GHz之间(例如，10kHz-10MHz，例如，50kHz-1MHz，例如，300kHz-1MHz，例如，300kHz-500kHz)的RF电流。如上文针对消融单元24描述的，可以作必要的修改，消融单元624可以作为替代或补充地配置成使用超声能量，激光能量，电阻加热，以低温法(cryogenically)，使用化学消融或经由另一消融机制来消融神经组织602。
对于一些应用，在步骤642中的激发电流的施加之前，(例如，当对象处于静息状态和/或未治疗状态时)执行因子的检测(步骤640)。附图标记660指示以下技术：在激发电流的施加之前执行第一检测，在激发电流的施加开始之后执行因子的第二检测，并且随后施加消融能量。对于技术660的一些应用，至少部分地响应于步骤640中的检测并且至少部分地响应于步骤642中的检测来施加消融能量644。例如，可以响应于第一检测与第二检测的比较(例如响应于因子的第一检测值与因子的第二检测值之间的差值)来施加消融能量。例如，技术660可用于筛选可能响应于包含神经组织602之消融的治疗的对象(例如，通过确定参数对神经组织602中的动作电位的灵敏度)。
对于一些应用，在步骤644中的消融能量的施加之后，执行激发电流的另一施加和因子的检测(步骤646)。通常，步骤646在本质上与步骤642相同。对于这样的应用，至少部分地响应于步骤646中的检测(并且通常，也至少部分地响应于因子的先前的检测)由消融单元624对神经组织602的第二部分施加消融能量(步骤648)。附图标记662表示其中在步骤644之后执行步骤646和648的技术。可以响应于在步骤646中检测到的因子的值与在步骤642中检测到的因子的值之间的差值来施加步骤648的消融能量。例如，这个差值可以表示如上文描述的通过消融能量的施加实现的消融程度。
附图标记664指示其中另外在步骤642之前执行步骤640技术。对于这样的技术，可以响应于步骤640、642和646中检测到的因子的相应值之间的一个或更多个差值来施加消融能量。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术可以与参照其他图描述的那些技术结合，并且参照图12至图13描述的一个或更多个步骤可以包括或对应于上文中参照其他图描述的步骤或值。例如：
●步骤640中因子的检测可以包括或对应于：
○参照图2A至图3描述的检测值p_A，可以作必要的修改；
○参照图4描述的步骤102，可以作必要的修改；和/或
○参照图5描述的步骤502，可以作必要的修改。
●步骤642中因子的检测可以包括或对应于：
○参照图2A至图3描述的检测值p_C，可以作必要的修改；
○参照图4描述的步骤114，可以作必要的修改；和/或
○参照图5描述的步骤516，可以作必要的修改。
●步骤644中消融能量的施加可以包括或对应于：
○参照图2A至图3描述的值p_C的检测与值p_D的检测之间的消融能量的施加，可以作必要的修改；
○参照图4描述的步骤112，可以作必要的修改；和/或
○参照图5描述的步骤514，可以作必要的修改。
●在步骤640中检测到的值与在步骤642中检测到的值之间的差值可以包括或对应于参照图2A至图3描述的差值Δ_6。
●在步骤642中检测到的值与在步骤646中检测到的值之间的差值可以包括或对应于参照图2A至图3描述的差值Δ_4。
对于一些应用，步骤644、646和648表示以下迭代例程：其中重复地施加消融能量，直到实现因子的期望检测(例如，直到超过至少部分地基于因子的目标经消融值定义的阈值)。对于一些应用，迭代例程包括或对应于参照图4描述的迭代例程122和/或参照图10描述的由框522指示的迭代例程，可以作必要的修改。
对于一些应用，步骤642包括或表示以下迭代例程：其中施加并调整激发电流，直到实现因子的期望检测(例如，直到超过至少部分地基于因子的目标经激发值定义的阈值)。对于一些应用，迭代例程包括或对应于参照图4描述的步骤108和110，和/或参照图10描述的由框512指示的迭代例程，可以作必要的修改。
对于一些应用，图12至图13及其描述是参照其他图(包括上文和下文中的图)描述的技术的一般化表示。此外，参照图12至图13描述的技术可以用于患有高血压以外的病症的对象和/或消融肾动脉的神经组织以外的神经组织。通常，参照图12至图13描述的技术用于促进对象的自主神经组织(例如，自主神经的组织)的受控消融。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有交感神经系统的过度活动和/或副交感神经系统的活动不足(underactivity)(例如与副交感神经系统的活动相比，交感神经系统的活动过度)的对象。例如，神经组织602可以包括对象的交感神经。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有副交感神经系统的过度活动和/或交感神经系统的活动不足(例如与交感神经系统的活动相比，副交感神经系统的活动过度)的对象。例如，神经组织602可以包括对象的副交感神经。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有高血压的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的肾，和/或神经组织602可以包括对象的肾动脉的神经组织，例如，如上文参照图1至图11的描述，可以作必要的修改。或者，解剖结构604可以包括对象的颈动脉体，和/或神经组织602可以包括神经支配颈动脉体的对象的舌咽神经和/或其分支(例如，黑林神经)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括例如如上文参照图1至图11描述的检测对象的血压(例如，传感器626可以包括血压传感器)，可以作必要的修改。作为替代或补充，可以执行肾动脉的神经组织的消融，以治疗高血压以外的病症，例如，如上文的描述。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有早泄的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的阴囊和/或阴茎，和/或神经组织602可以包括对象的背神经，阴部神经和/或骶神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的射精。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测肌电图(EMG)值(例如，传感器626可以包括包含EMG电极的EMG传感器)。例如，可以对对象的会阴肌执行EMG。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有勃起功能障碍的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的阴茎，和/或神经组织602可以包括对象的背神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的阴茎海绵体中的血压(例如，传感器626可以包括血压传感器)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测例如对象的阴茎的组织的EMG值。对于一些应用，执行阴茎的受控刺激以便于检测。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有膀胱过度活动症(例如，急迫性尿失禁)的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的膀胱，和/或神经组织602可以包括对象的腹下神经或对象的骶神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测尿急(例如，对象可以提供反馈)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的膀胱中的压力(例如，传感器626可以包括压力传感器)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测例如对象的膀胱的EMG值。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有慢性阻塞性肺病的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的肺，和/或神经组织602可以包括神经支配肺的对象的迷走神经和/或其分支。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测呼吸相关因子，如气流，呼吸相关运动，对象的气道的尺寸(例如，传感器626可以包括呼吸传感器或成像装置，如超声收发器)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的血液化学(例如，O2、CO2或pH水平)。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有充血性心力衰竭的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的心脏，和/或神经组织602可以包括神经支配对象的心脏的交感神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的心率。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的血压。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有子宫出血的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的子宫，和/或神经组织602可以包括对象的腰椎内脏神经和/或从对象的腹下丛延伸的神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括(例如，使用超声)检测与子宫相关联的血管的尺寸。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测与子宫相关的血管中的血压。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括(例如，使用照相机)检测出血。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有神经性胃的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的胃，和/或神经组织602可以包括对象的迷走神经组织。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测胃pH(例如，传感器626可以包括pH传感器)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测胃运动。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有原发性多汗症的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的一个或更多个汗腺，和/或神经组织602可以包括神经支配汗腺的浅表交感神经，例如对象的胆碱能交感神经和/或肾上腺素能神经。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测经皮水分丢失。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括(例如，通过检测放置在对象皮肤上的电极之间的电流的传导)检测出汗(例如，传感器626可以包括电极和电流计)。
通常，治疗以对象的身体的一个或更多个区域为目标，其中过量出汗被(例如，对象和/或医师)认为是特别成问题的。即，通常，神经组织602包括神经支配这些一个或更多个区域中的汗腺的一个或更多个神经。通常，在相同的一个或更多个区域中执行出汗和/或经皮水分丢失的检测。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有炎性病症的对象，炎性病症例如但不限于：心脏的纤维化，心脏的炎症，自体免疫性疾病，自身免疫炎性疾病，多发性硬化症，脑炎，脊髓炎，免疫介导的神经病，肌炎，皮肌炎，多发性肌炎，包涵体肌炎，炎性脱髓鞘性多发性神经根神经病(inflammatory demyelinatingpolyradiculoneuropathy)，吉兰-巴雷综合征，重症肌无力，神经系统的炎症，炎症性肠病，克罗恩病，溃疡性结肠炎，SLE(系统性红斑狼疮)，类风湿性关节炎，血管炎，结节性多动脉炎，舍格伦综合征，混合性结缔组织病，肾小球性肾炎，甲状腺自身免疫性疾病，脓毒症，脑膜炎，细菌感染，病毒感染，真菌感染，结节病，肝炎，门静脉高压，阑尾炎，消化性溃疡，胃溃疡和十二指肠溃疡，腹膜炎，胰腺炎，伪膜性结肠炎，急性结肠炎和缺血性结肠炎，憩室炎，会厌炎，失弛缓症，胆管炎，乳糜泻，胆囊炎，肠炎，惠普尔病，哮喘，变态反应，过敏性休克，免疫复合物病，器官缺血，再灌注损伤，器官坏死，枯草热(hay fever)，败血病，内毒素性休克，恶病质，高热(hyperpyrexia)，嗜伊红细胞性肉芽肿，肉芽肿病，流产感染(septicabortion)，附睾炎，阴道炎，前列腺炎，尿道炎，涉及呼吸系统和相关组织的疾病(如支气管炎、肺气肿、鼻炎、囊性纤维化、成人呼吸窘迫综合征、肺炎、矽肺病(pneumoultramicroscopicsilicovolcanoconiosis)、肺泡炎、细支气管炎、咽炎、胸膜炎和鼻窦炎)，由于多种病毒(例如流感病毒、呼吸道合胞病毒、HIV、乙型肝炎病毒、丙型肝炎病毒和疱疹)、细菌(例如弥散性菌血病(disseminated bacteremia)、登革热)、真菌(例如念珠菌病)以及原生动物和多细胞寄生虫(例如疟疾，丝虫病，阿米巴病和棘球蚴囊)的感染引发的疾病，皮肤疾病和皮肤的病症(例如烧伤、皮炎、晒伤、荨麻疹疣和风团)，涉及心血管系统和相关组织的疾病(例如脉管炎(vasulitis)、血管炎、心内膜炎、动脉炎、动脉粥样硬化、血栓性静脉炎、心包炎、心肌炎、心肌缺血、充血性心力衰竭，结节性动脉周围炎(periarteritis nodosa)和风湿热)，涉及中枢神经系统或周围神经系统及相关组织的疾病(例如阿尔茨海默病、脑梗死、脑栓塞、神经炎、神经痛、脊髓损伤、麻痹和葡萄膜炎)，骨、关节、肌肉和结缔组织的疾病(如各种关节炎(arthritides)和关节痛、骨髓炎、筋膜炎、佩吉特氏病、痛风、牙周病和滑膜炎)，其他自身免疫性和炎性病症(例如甲状腺炎、系统性红斑狼疮、古德帕斯丘氏综合征、白塞综合征、同种异体移植排斥、移植物抗宿主病、I型糖尿病、强直性脊柱炎、贝尔热病和莱特尔氏综合征(Retier′s syndrome))，糖尿病，癌症，脓毒性休克，急性呼吸窘迫综合征(ARDS)，细菌性脑膜炎，急性胰腺炎，多器官功能衰竭(multiple organ failure，MOF)，缺血后再灌注，急性蜂窝织炎，腹主动脉瘤，脓毒性或细菌性肾盂肾炎，脓毒性关节炎，葡萄膜炎，牙周炎，银屑病，严重烧伤，皮肤溃烂(skinulceration)，急性肺损伤，肺炎，外伤，严重早期移植物功能障碍，支气管扩张(brochioeactasis)，慢性阻塞性肺病(chronic obstructive pulmonary disease，COPD)，血液透析并发症，过敏性肺炎，肺纤维化，疱疹性基质角膜炎，血管再狭窄，超敏反应，作为心肌梗死、中风或脑缺血、以及创伤性脑损伤的并发症而引起的心脏破裂，关节炎(滑囊炎、痛风性关节炎、风湿性多肌痛等)，自身免疫疾病，慢性炎症，慢性前列腺炎，肾炎，盆腔炎，移植排斥和心肌炎。例如，解剖结构604可以包括对象的脾，和/或神经组织602可以包括对象的脾神经的组织。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测对象的血液中的炎性细胞因子，如肿瘤坏死因子α(TNF-α)。
对于一些应用，参照图12至图13描述的技术用于治疗患有肥胖症的对象。例如，解剖结构604可以包括对象的胃肠系统的器官，如对象的胃或十二指肠，和/或神经组织602可以包括在胃肠系统的器官与对象的身体的另一部分之间传导动作电位的神经，如对象的腹腔丛。例如，神经组织602可以包括迷走神经或其分支。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括检测EMG值(例如，与胃肠系统相关的肌肉的EMG值)。对于一些这样的应用，检测指示对象之参数的因子包括使用超声来检测因子(例如，传感器626可以包括超声收发器)。
对于本发明的一些应用，经腔接近接受治疗(例如，激发和消融)的神经组织，并且从血管内施加激发电流和消融能量。例如，如上所述，经由肾动脉来接近与肾动脉相关联的神经组织(即肾神经)。如上所述可以通过经腔接近来治疗的其他神经包括但不限于与以下相关联的神经：肠系膜上静脉、胰十二指肠后静脉、胰十二指肠前静脉、胰十二指肠下静脉、中结肠静脉、右结肠静脉、回结肠静脉、盲肠前静脉(anterior cecal vein)、盲肠后静脉(posterior cecal veins)、肝门静脉，胰腺十二指肠后上静脉，幽门前静脉，胰腺十二指肠上前静脉，肝门静脉，胰腺十二指肠上后静脉，肠系膜上静脉，胰腺十二指肠上前静脉，胰腺十二指肠下前静脉，胰十二指肠下后静脉，血管化十二指肠的静脉。
本专利申请中描述的设备和技术(包括下文描述的那些设备和技术)可以用于促进上文提供的示例病症、解剖部位和神经中的筛选和/或消融。
参照图14，其是根据本发明的一些应用的用于对象的颈动脉体704的组织(如化学感受器和/或血管球细胞)的受控消融例如以治疗患有高血压的对象的系统700的示意图。颈动脉体704能够通过响应于氧分压、二氧化碳分压、pH和温度的检测到的水平在对象的神经702中诱发动作电位来调节对象的血压，以及检测血压的变化。神经702可以包括神经支配颈动脉体的对象的舌咽神经和/或其分支(例如，黑林神经)。
系统700包括至少一个电极单元722，消融单元724和配置成驱动和/或控制电极单元和/或消融单元的控制单元732。对于一些应用，控制单元732包含接口733。通常，系统700还包含传感器726，其配置成检测指示对象之参数的因子(例如，传感器配置成检测对象的血压)。对于一些应用，系统700不包括传感器，并且通过不是系统700的部件的传感器来检测和/或由医疗专业人员来检测参数。对于这样的应用，可以通过接口733来手动地或自动地输入与因子有关的信息(例如，因子的值，如血压值)。
将电极单元722和消融单元724推进到颈动脉体704附近(例如，到颈动脉体的1cm以内(例如，到颈动脉体的1mm以内，例如与颈动脉体接触))。对于一些应用，将电极单元722和消融单元724经腔推向颈动脉体，通常在过程的持续时间内保留在血管(例如颈动脉)内。对于一些应用，系统700的电极单元722、消融单元724、控制单元732和/或传感器726包括上文描述的一个或更多个其他系统的相应的相同命名的对应部件。对于一些应用，按照针对上文描述的一个或更多个其他系统的相同命名的对应部件的描述来布置(例如，彼此耦接)系统700的电极单元722、消融单元724、控制单元732和传感器726。例如，电极单元722、消融单元724、控制单元732和传感器726可以耦接到纵向构件(如导管28(图14中未示出))并且沿着纵向构件设置。
对于一些应用，系统700不包括分立的电极和消融单元，而是包含在控制单元732的控制下用作电极单元722和消融单元724二者的一个效应器单元。对于一些应用，效应器单元可以包含单个电极。即，对于一些应用，控制单元732驱动效应器单元(例如，其电极)以适当地施加激发电流和消融能量。
系统700通常与上文描述的技术结合使用，可以作必要的修改。例如，参考图13中示出的步骤，可以作必要的修改：
通过电极单元722对颈动脉体704施加激发电流来刺激颈动脉体(步骤642)。激发电流的频率通常大于1Hz和/或小于100Hz，如在1Hz与100Hz之间，例如在10Hz与100Hz之间。在激发电流的施加开始之后，例如使用传感器726来执行指示对象之参数的因子的检测(步骤642)。对于一些应用，在激发电流施加过程中执行检测。对于一些应用，在停止施加激发电流之后执行检测。至少部分地响应于因子的检测、由消融单元724来对颈动脉体704施加消融能量(步骤644)。通常，消融能量的特性与上文中其他位置描述的消融能量的特性相似(例如，相同)。
对于一些应用，在步骤642中的激发电流的施加之前，(例如，当对象处于静息状态和/或未治疗状态时)执行因子的检测(步骤640)。附图标记660指示以下技术：在激发电流的施加之前执行第一检测，在激发电流的施加开始之后执行因子的第二检测，并且随后施加消融能量。对于技术660的一些应用，至少部分地响应于步骤640中的检测并且至少部分地响应于步骤642中的检测来施加消融能量644。例如，可以响应于第一检测与第二检测的比较(例如响应于因子的第一检测值与因子的第二检测值之间的差值)来施加消融能量。例如，技术660可用于筛选很可能响应于包括颈动脉体704之消融的治疗的对象(例如，通过确定参数对由颈动脉体引发的动作电位的灵敏度)。
对于一些应用，在步骤644中的消融能量的施加之后，执行激发电流的另一施加和因子的检测(步骤646)。通常，步骤646在本质上与步骤642相同。对于这样的应用，至少部分地响应于步骤646中的检测(并且通常，也至少部分地响应于因子的先前检测)由消融单元724来对颈动脉体704施加消融能量(步骤648)。附图标记662表示其中在步骤644之后执行步骤646和648的技术。可以响应于在步骤646中检测到的因子的值与在步骤642中检测到的因子的值之间的差值来施加步骤648的消融能量。例如，这个差值可以指示如上文描述的通过消融能量的施加实现的消融程度。
参照图15A至15F，其是根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的系统740和技术的示意图。系统740包括耦接到经血管导管28的多个刺激电极，将经血管导管28推进到血管内的至少一个位置。例如，系统的远端部分处的血管内装置741可以耦接到导管28，装置741包括设置在血管内装置的相应纵向位置处的至少两组多个(或“环”)电极750和752。需要注意的是，在本申请的权利要求和说明书的上下文中，术语“导管”和“血管内装置”可以互换使用，使得涉及这些术语中的一者的陈述(例如，“耦接到导管的电极”)在其范围内包括关于这些术语中的另一者(例如，“耦接到血管内装置的电极，其可以耦接到导管”)的平行成熟。
系统740通常还包括传感器26和控制单元32，如上所述(控制单元32配置成执行参照系统740描述的步骤)。每一组多个电极中的电极围绕装置的远端部分的中心纵向轴ax1(例如，沿圆周方向围绕血管内装置741的中心纵向轴)布置(例如，分布)。即，电极设置在圆周弧(例如，圆)中，使得每一个电极设置在弧上的相应圆周位置处。如图所示，当血管内装置741设置在血管(例如，肾动脉8)内时，每一组多个电极的电极围绕血管的中心纵向轴布置。虽然每一组多个电极被示出为布置在血管内装置的相应不同纵向部位处(例如，在其横面上)的相应环中，但是每一组多个电极可具有不同的布置，例如螺旋形布置。
与之前的图相比，图15A至15F更详细地示出了肾动脉8(例如，肾动脉8的壁)，但是需要注意的是，血管内装置741的位置通常与上文描述的血管内装置的位置大致相同。肾动脉的最内层是内膜(intima)762(也称为血管内膜(tunica intima))，其被内皮760覆盖(即，动脉的内表面衬有内皮)。中膜(media)764(也称为血管中膜(tunica media))围绕内膜762沿圆周方向设置，其主要包括平滑肌。肾动脉的外层是外膜(adventitia)766(也称为血管外膜(tunica adventitia))，其主要包括胶原纤维，肾动脉的神经组织(例如肾神经770)设置在外膜766内。为了说明和简单的目的，神经770被示出为位于动脉8的底侧处。
通常，每一组多个电极中的每一个电极与另一组多个电极中的对应电极配对，电极对设置在围绕中心纵向轴ax1的特定旋转位置处。例如，如图所示，一组多个电极750中的第一电极750a可以与一组多个电极752的第一电极752a配对，电极对设置在围绕轴ax1的特定旋转位置处。其他电极对(例如，第二电极750b和752b、第三电极750c和752c、以及第四电极750d和752d)设置在围绕轴ax1的其他相应的旋转位置处。
在不存在装置741的电极施加的任何电流的情况下(例如，通过传感器26)检测初始(例如，基线)血压值q_A(图15A)。通常，在对象处于静息状态时检测值q_A。通常在将血管内装置741引入到动脉8中之后检测值q_A，但是另外或另选地可以在引入血管内装置之前检测值q_A。对于一些应用，值q_A对应于或类似于上文描述的值p_A，可以作必要的修改。
对于一些应用，随后通过一组多个电极750和一组多个电极752的所有电极来施加激发电流(例如，通过将电流从一组多个电极750的所有电极驱动到一组多个电极752的所有电极)，并且在激发电流的施加开始之后检测血压值q_B(图15B)。如上所述，激发电流配置成在肾神经(或与其中使用本文描述的技术的任何其他血管相关联的神经)中诱发动作电位。对于一些应用，值q_B表示通过高水平(例如，假设的最大)的肾神经活动可实现的假设的最高血压(例如，由对象的身体经由肾神经活动可实现的最高血压)。对于一些应用，值q_B对应于或类似于上文描述的值p_C，可以作必要的修改。
随后，通过在每一个电极对的电极之间连续(尽管不一定按照示出的顺序，也不必按照任何特定的顺序)地驱动激发电流来施加激发电流。在每次施加开始之后，检测相应的血压值。图15C示出了通过电极750b和752b(例如，在电极750b和752b之间)施加的激发电流，并且在电流的施加开始之后检测血压值q_C。图15D示出了对于电极750c和752c的相同情况，可以作必要的修改(检测值q_D)，以及图15E示出了对于电极750d和752d的相同情况，可以作必要的修改(检测值q_E)。图15F示出了对于电极750a和752a的相同情况，可以作必要的修改(检测值q_I)，先前对所有其他电极对执行了过程，可以作必要的修改(检测值q_F、q_G和q_H)。
针对图15A至图15F的所测量的血压值分别出现在这些图的曲线图上，并且为了说明的目的，它们的相对大小仅仅是示例性的。值q_A和q_B之间的差值Δ_8可以用于确定对象是否是肾神经消融治疗的良好候选者(例如，较高的值Δ_8可以表示对象对肾神经消融治疗的更高适合性)，从而筛选/选择这种治疗的对象(例如，如上文针对差值Δ_6的描述，可以作必要的修改)。至少部分地响应于检测值中的一个或更多个(通常至少两个)检测值来选择至少一个电极对以用于消融能量的后续施加。例如，值q_C至q_I中的每一个值可以与这些值中的一个或更多个其他值进行比较、和/或与值q_A和/或q_B进行比较。选择用于消融能量的后续施加的至少一个电极对通常包括至少一些电极，通过这些电极，激发电流产生最大的血压升高。在所示出的实例中，可以选择电极对750d和752d(值q_C至q_I中，值q_E最大，其距离值q_A最远(差值Δ_9)，并且最接近值q_B(差值Δ_10))。
通常，所选电极对是最靠近肾神经770(和/或具有到神经的最佳导电路径)的电极对。这在图15A至图15F中示出为最靠近神经770电极750d和752d。使用选定电极对(未示出)来对神经施加将消融能量(通常为RF能量)。即，至少部分地依据检测到的血压值中的至少两个血压值来确定肾神经的目标部位，并且对目标部位施加消融能量。
尽管图15C至图15F示出了通过顺序的单独电极对施加电流，需要注意的是，作为替代或补充，可以使用多于一个电极对施加电流来执行类似的步骤。例如，使用其中使用多于一个电极对的中间步骤可以例如使用二分搜索技术来提高技术的效率。这样的二分搜索技术的使用的说明性但非限制性实例包括(1)测试血压对(a)由电极对的一半施加的激发电流和(b)由电极对的另一半施加的激发电流的响应性，(2)选择提供血压的最大变化的一半，将该一半再细分成两半(即，分为四分之一)，并且测试血压对(a)由四分之一施加的激发电流和(b)由另一四分之一施加的激发电流的响应性，以及(3)重复分割和测试，直到实现期望的分辨率(即精度)，例如，直到识别产生血压的最大变化的单个电极对。
现在另外参照图28，其示出了根据本发明的一些应用的用于定位和消融在对象的血管壁内纵向穿过之神经的方法371的流程图。上文刚刚描述的二分搜索技术是方法371的实例，其步骤如下：
(i)在第一刺激步骤362，刺激电极用于在第一位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中。
(ii)在第一感测步骤364，使用生理传感器，感测对象对第一精确定位刺激电流的生理响应(例如，血压的变化)。
(iii)在响应评估步骤366，评估对象的生理响应。如果认为响应是足够的(例如，感测到血压的显著升高，例如，升高3.2mmHg)，则将神经位为第一精确度。
(iii)在分辨率提高步骤368，响应于将神经定位至第一精确度，提高搜索的分辨率，例如，如下文参照图17A至图17E进一步描述的。(分辨率提高步骤368通常是其中设置刺激参数的“配置”步骤。)随后，在第二刺激步骤370中，使用刺激电极来将一个或更多个第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中。
(iv)在第二感测步骤372，使用生理传感器，感测对象对每个第二精确定位刺激电流的集合的生理响应(例如，血压的变化)，并且响应于生理响应来将神经定位至大于第一精确度的第二精确度。
(v)在消融步骤374，响应于将神经定位至第二精确度来消融神经。
如果在响应评估步骤366，认为对象对第一精确定位刺激电流的生理响应是不足的(例如，感测到的血压的升高相对不明显)，则可以在导管移动步骤376将导管从血管内的第一位置移动到第二位置。然后重复步骤362，即，使用刺激电极来在第二位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中。随后，在第一感测步骤364，评估对象的生理响应，并且在响应评估步骤366，评估生理响应。如果生理响应是足够的，则可以通过识别相比于第一位置处神经更可能位于的第二位置处将神经定位至第一精确度。如果生理响应是不足的，则可以将导管移动步骤376重复一次或更多次，直到将神经定位至第一精确度。(如果在多个位置处刺激组织之后，没有感测到足够的响应，则方法371可以终止，使得不执行消融)。
可以以迭代方式执行方法371的各个部分。例如，如上所述，可以按顺序多次执行步骤362、364、366和376，直到将神经定位至第一精确度。作为替代或补充，可以按顺序多次执行步骤368、370和372。步骤368、370和372的每次迭代增加了定位神经的精确度。
在一些应用中，执行方法371的变型，以便为血管的区域“绘图”，即识别用于后续消融例程的“热点”。在方法371的这样的变型中，在多个位置处将第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中。对于位置中的每一个，评估对象的生理响应，并且如果响应是足够的，则在该位置处施加第二精确定位刺激电流的集合。(因此，更精确地定位了热点。)在绘图之后，对于所识别的热点执行消融步骤374。
在下文中参照图17A至图17E来进一步描述方法371。
无论是使用单个电极对还是多于一个电极对来执行图15C至图15F中示出的的激发电流的给定施加，都通过每组多个电极对的子集来执行这些图中示出的激发电流的施加。即，子集可以包括来自每组多个电极对150和152的一个或更多个电极。无论每一个子集包括一个电极对还是多于一个电极对，都需要注意的是通过其施加激发电流的每一个施加的子集与其他子集不同。类似地，通常由电极的一个子集来施加消融能量。无论每组个多个电极的每个子集包括单个电极还是多于一个电极，激发电流和/或消融能量的每一个施加都可以被认为是被施加在与围绕中心纵向轴ax1的角度范围相对的弧中。对于一些应用，与施加中的一者相对的角度和与施加中的另一者相对的角度至少部分地重合。对于一些应用，与施加中的一者相对的角度和与施加中的另一者相对的角度完全不重合。
需要注意的是，图15A至图15F是说明性的，并且可以使用其他顺序。
对于一些应用，控制单元32自动地执行图15A至图15F中示出的步骤。例如，用户(例如，操作医师)可以激活控制单元32，控制单元32自动地执行(通过电极的)激发电流的连续施加和(通过传感器的)血压值的检测。对于一些应用，控制单元32还自动地驱动所选电极以施加消融能量。
假设参照图15A至图15F描述的设备和技术可以促进有效的肾神经消融而不产生完全环绕肾动脉的损伤，从而降低否则可能由这样的圆周消融引起的动脉的内腔的狭窄。
因为装置741的电极用于施加激发电流和消融能量二者，所以装置741可被认为是既用作电极单元(例如，对应于上文描述的电极单元中的一个或更多个)，又用作消融单元(例如，对应于上文描述的消融单元中的一个或更多个)。以这种方式，装置741可以被认为是(参考图8描述的)血管内装置421的修改实施方案，其中使用多个电极750和752来代替电极单元422和消融单元24的电极。对于一些应用，多个电极750和752对应于上文参照图9A至图9B描述的子电极244，可以作必要的修改。
对于一些应用，血管内装置741和/或其多个电极可以代替本文其他位置描述的另一血管内装置和/或其电极，可以作必要的修改。对于一些应用，参照图15A至图15F描述的设备和技术可以与本文其他位置描述的设备和技术组合使用，可以作必要的修改。例如，可以通过确定用于消融能量的施加的目标部位的旋转位置来增强上文描述的技术中的任何技术。
需要注意的是，对于一些应用，可以修改参照图15A至图15F描述的设备和技术，以通过施加代替激发电流的非消融性阻断电流(如上文的描述，可以作必要的修改)来确定目标位点。对于一些这样的应用，根据提供血压的最大降低的一个或更多个电极对来确定目标位点(并且选择电极对)。或者，除了激发电流之外，(例如，在单独的步骤中)可以使用非消融阻塞电流，以提供关于对象对神经消融的潜在响应性的更多信息(例如，如参照图2B和图3的描述，可以作必要的修改)。
参照图16A至图16G，其是根据本发明的一些应用的用于例如通过确定神经与对象的血管壁之间的近似距离来促进对象的神经组织之消融的系统780和技术的示意图。系统780包含耦接到导管28的多个刺激电极790。例如，在一些应用中，系统780包含耦接到导管28的系统远端部分处的血管内装置781，并且电极790沿着装置781的中心纵向轴布置(例如，分布)。(或者，在一些应用中，血管内装置781不耦接到导管28，和/或电极沿着不是装置781的系统780远端部分的中心纵向轴布置。)系统780通常还包含传感器26和控制单元32，如上文的描述(控制单元32配置成执行参照系统780描述的步骤)。如所示的，当血管内装置781设置在血管(例如，肾动脉8)内时，多个电极沿着血管的中心纵向轴布置。对于一些应用，每一个电极与其相邻电极分开超过1mm，小于5mm和/或1mm-5mm(例如，1mm-3mm，如约1.5mm)。仅仅作为说明性实例，每一个电极790被示出为环形，并且可以采用不同的形状。参照图15A至图15F描述了动脉8的解剖结构。
在不存在装置781的电极施加的任何电流的情况下(例如，通过传感器26)检测初始(例如，基线)血压值r_A(图16A)。通常，在对象处于静息状态时检测值r_A。通常在将血管内装置781引入到动脉8中之后检测值r_A，但是另外或另选地可以在引入血管内装置之前检测值r_A。对于一些应用，值r_A对应于或类似于上文描述的值p_A和/或值q_A，可以作必要的修改。
如果在检测值r_A之前还尚未完成，则将导管和/或装置781推进到血管内的关注位置。随后，通过在各电极对790之间连续驱动激发电流(但是不一定按照示出的顺序，也不必按照任何具体的顺序)来施加激发电流(即，非消融性的刺激电流)。在每一个施加开始之后，使用生理传感器来感测对象对非消融电流的生理响应。例如，可以使用血压传感器来检测相应血压值(即，可以感测血压的相应变化)。
图16B示出了由电极790f和790g(例如在电极790f和790g之间)施加的激发电流，并且在电流的施加开始之后检测血压值r_B。电极790f和790g设置成相隔距离d1。图16C示出了对于电极790e和790h的相同情况，可以作必要的修改(距离d2；值r_C)。图16D示出了对于电极790d和790i的相同情况，可以作必要的修改(距离d3；值r_D)。图16E示出了对于电极790c和790j的相同情况，可以作必要的修改(距离d4；值r_E)。图16F示出了对于电极790b和790k的相同情况，可以作必要的修改(距离dS；值r_F)。图16G示出了对于电极790a和7901的相同情况，可以作必要的修改(距离d6；值r_G)。
对于给定电流(例如，具有给定特性的电流)，当电流在两个电极之间被驱动时所产生的电场的特征深度“w”(从两个电极之间的轴测量并且与两个电极之间的轴正交)随着两个电极之间的距离的增大而增大。例如，对于相隔距离d1设置的电极790f和790g，所产生的电场的深度为w1，并且随着距离d2、d3、d4、d5和d6逐渐变大，相应的深度w2、w3、w4、w5和w6也逐渐变大。通过在距离彼此不同距离的电极之间施加激发电流，并检测所产生的血压，可以识别与值r_A相比导致血压的最大升高的电极对。通常，造成血压的最大升高的电场的特征深度将与神经与血管壁之间的近似距离对应；因此，通过识别“最大刺激”电极对，可以确定神经的近似距离。
在一些应用中，如上所述，使用不同的电极对来施加非消融电流，作为替代或补充，通过改变非消融电流的幅度来改变电场的特征深度。换言之，可以使用刺激电极中的至少一个将多个非消融电流驱动到血管壁中，非消融电流具有彼此不同的相应幅度。通常，相对于具有较小幅度的电流，具有较大幅度的电流会产生具有较大特征深度的电场。因此，通过改变刺激电流的幅度，可以确定神经的近似距离。(上文刚刚描述的改变非消融电流的幅度大致上类似于上文参照图4描述的校准步骤110)。
响应于神经的近似距离，可以识别消融电极对。随后，可以通过在消融电极对之间驱动消融电流(例如，RF电流)来使消融信号通过神经，即可以对神经施加消融能量。在一些应用中，消融电极对中的每个电极也是刺激电极之一，例如，(例如，由控制单元32)选择的所识别的“最大刺激”电极对来施加消融能量。或者，由于激发电流与消融能量之间的一个或更多个特性的已知差异，可以使用不同的电极对来施加消融能量，至少部分地基于所识别的“最大刺激”电极对来选择不同的电极对。对于响应于神经的近似距离来识别消融电极对，作为替代或补充，可以响应于近似距离来设置消融信号的功率和/或消融信号的另一参数(例如，频率)。(通常，相对于较低功率信号，较高功率信号将在距离血管较远的距离处消融)。
在一些情况下，可以通过设置在血管内的系统780的部分来使用RF消融以外的消融模态，如超声消融，化学消融和冷冻消融。(例如，超声换能器可以耦接到血管内装置781，超声换能器用于使用超声信号来施加消融能量)。一些模态(例如，超声)是相对“可控的”，使得使用这些模态，可以在期望的消融部位处执行消融，同时大体上限制对作为消融目标的组织以外的组织造成的“附带损伤”。例如，使用超声消融，通常可以消融神经，同时通常不会对神经与血管之间的组织造成损伤。其他模态(例如，RF)相对较不可控。然而，通常，与较不可控的模态相比，较可控的模态更昂贵，和/或较不实用。因此，通常优先使用较不可控的模态，只要神经足够靠近血管，使得可以预期相对小的附带损伤。因此，通常有利的是知道神经的近似距离，因为可以响应于知道近似距离来选择适当的消融模态。
在一些应用中，响应于神经的近似距离，从多个不同(即，不相同)的消融模态中选择消融模态，然后使用所选消融模态来消融神经。例如，消融模态可以选自(a)RF消融和(b)不是RF消融的消融模态(例如，超声)。通常，如果神经的近似距离小于阈值，则选择RF消融，而如果近似距离不小于阈值，则选择其他模态。在一些应用中，如果近似距离大于阈值，则使用单极RF消融，而其他情况下使用双极RF消融。
对于一些应用，随着电极之间的距离d增大，(例如，由操作者手动地或者由控制单元自动地)增加激发电流，例如，以补偿由于电流穿过组织必须经过的距离增大而产生的总电阻提高。
需要注意的是，组织的属性(例如，这样的属性的空间变化)还可以影响每一个电极对之间的场的深度。因此，对于一些应用，在距离d和深度w之间可能不存在直接关系。然而，上文描述的设备和技术仍然有助于识别对于激发电流的施加最有效的电极对，从而有助于适于消融能量之施加的电极对的识别/选择。
在图16A至图16G中示出的实例中，对应于电极790c和790j的值r_E最大，因此场深度w4提供最大激发(即，动作电位的引发)。这由与电极790与神经770之间的距离对应的深度w4示意性地表示。需要注意的是，指示场深度w的线不一定指示场的极限；而是指示“有效”场深度，即具有明确和/或期望效果的场部分的深度。例如，尽管通过在电极790d与790i(图16D)之间驱动激发电流生成的场的总深度可以大于深度w3，但是能够在神经770中诱发动作电位的场部分的深度小于这个总深度，并且由附图标记w3指示。
因此，系统780可以用于施加具有识别为适于具体对象和/或适于对象的肾动脉8内的具体部位之场深度的消融能量。对于一些应用，这有利地有助于对于成功的神经消融治疗是足够的、但不是过度的从而避免不必要的组织损伤的消融能量之量(例如，幅度和/或持续时间)的施加。
图16A至图16G示出了每一个电极对，其包括不被另一电极对包括的电极。即，在示出的电极对之间没有重叠。对于一些应用，电极对包括也被另一电极对包括的电极。例如，这样的电极对可以包括电极790e和790g。假设这样的配置可以提供更多的配对选项，从而潜在地有助于识别更优选的电极对。
参照图17A，其是根据本发明的一些应用的用于促进对象之神经组织消融的系统800的示意图。对于一些应用，用于促进神经组织的消融的系统的体内装置组合了系统740的圆周方向分布的电极与系统780的纵向分布的电极组合，从而使得能够识别(并且可选地消融)其消融更可能影响体循环血压的动脉组织的区域。系统800是这样的组合的实例。系统800包括位于系统的远端部分处的血管内装置801，其通常耦接到导管28。系统800通常还包括上文描述的传感器26和控制单元32(控制单元32配置成执行参照系统800描述的步骤)。系统800包含多个电极750和多个电极752(上文参照图15A至图15F的描述)，并且还包含一组或更多组另外的多个(或“环为)电极810(每组包括相应的电极810a、810b、810c和810d)，其通常与多个电极750和752相同。示出系统800具有更多的若干组这样的多个电极。
一般来说，图17A中示出的其中电极沿纵向和圆周方向二者布置的电极布置有助于确定(a)神经与血管壁之间的近似距离(如图16A至图16G所示)和(b)神经相对于血管的圆周的角度位置(angular position)(如图15A至图15F所示)二者。例如，可以确定神经与肾动脉壁之间的距离为3cm，并且位于相对于动脉的圆周“4点钟”处位置。响应于神经的角度位置，可以识别消融电极对。例如，引起最大刺激量的电极对可以用于消融。作为替代或补充，可以响应于神经的角度位置来设置消融信号的功率。
此外，系统800可以以任何顺序执行参照图15A至图15F以及图16A至图16G描述的步骤，并且可以使用提高效率的方法，如上文描述的方法371(例如，二分搜索技术)，可以作必要的修改。在此，另外参照以下附图进一步描述了使用系统800的方法371的应用的实例：(i)图17B至图17E，其是根据本发明的一些应用的将刺激电流驱动到血管壁中的示意图，以及(ii)图28(图17B至图17E示出了血管的横截面，血管内装置801被安置在血管内，以使得电极非常接近血管的内壁，例如与血管的内壁接触。)
在第一刺激步骤362，可以通过在(a)刺激电极中的第一刺激电极与(b)与刺激电极中的第一刺激电极在纵向上分开的刺激电极中的第二刺激电极之间驱动第一精确定位刺激电流中的每一个来将其驱动到血管壁中。例如，图17A示出了两个第一精确定位刺激电流378a和378b，其中在(a)属于环750的第一电极与(b)属于环382(其是多组多个电极810中的一组)的第二电极之间沿纵向(分别在约“12点钟为和“3点钟为位置处)驱动每一个第一精确定位刺激电流。图17B从面对纵向的视角示出了的电流378a和378b，并且还示出了分别在约“6点钟为和“9点钟为位置驱动的另外的两个电流378c和378d。
通常，在沿着壁的圆周的多个位置处将多个第一精确定位刺激电流迅速地依次驱动到血管壁中，例如，每一对连续电流之间的时间间隔为100微秒。(由于快速地按顺序施加第一精确定位刺激电流，因此第一精确定位刺激电流大致同时对组织有效地施加刺激，因此，图17B将第一精确定位刺激电流描绘为同时施加)。将第一精确定位刺激电流驱动到壁中，以使得它们跨越壁的圆周的第一范围。例如，如图17B所示的，第一精确定位刺激电流可以跨越壁的整个圆周。(换言之，可以执行360度刺激)。
在第一刺激步骤362之后，执行第一感测步骤364和响应评估步骤366。如果对象的生理响应是不足的，则在导管移动步骤376，将血管内装置801移动到另一纵向位置，并且重复第一刺激步骤362。在感测到足够的生理响应时，方法371继续执行分辨率提高步骤368。在此提供了可以如何执行分辨率提高步骤368的两个实例。
实例1(图17C)
在分辨率提高步骤368，通过设置刺激参数使得刺激的圆周跨度减小可以提高搜索的分辨率。随后，在第二刺激步骤370，将具有减小的圆周跨度的一个或更多个第二精确定位刺激电流的一个或多个集合772驱动到血管壁中。(换言之，每个第二精确位置刺激电流的集合跨越比第一范围小的圆周的第二范围。)例如，如图17C所示，通过在“12点钟”、“3点钟”、“6点钟”和“9点钟”中的每一个位置处驱动一个或更多个第二精确定位刺激电流的集合772，可以对血管顺序地施加四个大致不重叠的90度刺激。(因此，仅在大致不再刺激“12点钟”处的组织之后，才刺激“3点钟”处的组织，仅在大致不再刺激“3点钟”处的组织之后，才刺激“6点钟”处的组织，并且仅在大致不再刺激“6点钟”处的组织之后，才刺激“9点钟”处的组织。)
在第二感测步骤372，响应于感测对象对刺激中的每一个的生理响应，可以将神经定位至比第一精确度更高的第二精确度。(第二精确度高于第一精确度，因为第一精确度仅包括纵向精度，而第二精确度还包括圆周方向精度。)例如，参照图17C中示出的神经770的位置，可以确定神经相对于血管的圆周的角度位置在“9点钟”与“12点钟”之间。
随后，可以在所识别的位置处消融神经。或者，可以通过进一步减小每个第二精确定位刺激电流的集合的跨度来进一步提高搜索的分辨率。例如，如果神经的位置被识别为具体的90度跨度内的某处，则可以然后根据上文描述的二分搜索技术来将具体的90度跨度分为两个45度跨度。
实施例2(图17D)
在分辨率提高步骤368，可以通过设置刺激参数使得减小刺激的“纵向跨度”(即，在其上驱动电流的纵向距离)来提高搜索的分辨率。例如，在相应的纵向位置处将第二精确定位刺激电流的至少两个集合772驱动到血管壁中，即，第一位置处将集合中的第一集合驱动到壁中，并且在纵向上与第一位置分开的第二位置处将集合中的第二集合驱动到壁中。(以这种方式，将神经定位至高于第一精确度的第二纵向精确度)。图17D示出了用于一个这样的纵向位置的第二精确定位刺激电流的集合772。
通常，对于每个第二精确定位刺激电流的集合，在沿着导管在圆周方向上(并且通常不是也在纵向上)彼此分开的两个电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。例如，图17A示出了在环750上的两个在圆周方向上分开的电极之间通过的电流772a。图17D从面对纵向的视角示出了在圆周方向上被驱动的电流772a，并且还示出了另外的在圆周方向上驱动的电流772b，772c和772d。通常，快速的依次施加多个在圆周方向上被驱动的电流，例如图17D中示出的多个在圆周方向上被驱动的电流，以使得有效地对周围组织施加完全“环形”刺激，即，在特定的纵向位置处刺激血管的整个圆周。(图17D因此描绘了同时施加的电流772a、772b、772c和772d)。可以在若干纵向位置处(例如，在环750、384和382中的每一个处)顺序地施加如图17D中描绘的环形刺激。(换言之，可以仅在大致不再刺激环750周围的组织之后才刺激环384周围的组织，并且仅在大致不再刺激环750周围的组织之后才刺激环382周围的组织。)响应于对象对环形刺激中的每一个的生理响应，可以识别神经是否更靠近环750、环384或环382。
(更广泛地，在本申请的权利要求和说明书的上下文中，将神经“定位”在具体的位置通常意指将具体的位置标识为比另一位置更适合作为消融部位。例如，在一些情况下，在环750，384和382的每一个处，神经与血管之间的距离大致相等，但是与环384或382相比，在环750处，神经可能被较少的消融抑制组织覆盖。在这种情况下，可以说神经(i)在环750、384和382的整个纵向跨度上被定位至第一精确度，以及(ii)在环750处被定位至更高的第二精确度)。
随后，在消融步骤374，在所识别的位置处消融神经。或者，可以例如通过实现上文描述的二分搜索技术来进一步提高搜索的分辨率。
一般来说，实例1的方面可与实例2的方面组合。举例来说，在分辨率提高步骤368，例如可以通过在若干纵向位置中的每一个处顺序地施加“四分之一环”刺激来减小刺激电流的纵向跨度和圆周跨度二者。图17E示出了对于特定的纵向位置的这样的“四分之一环”刺激的施加。在图17E中，顺次施加电流772a、772b、772c和772d，而不是如图17D中示出的同时有效地施加。
在一些应用中，在(a)多个刺激电极中的一个与(b)设置在对象身体外部的电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。
在一些应用中，即使没有“低分辨率扫描”的在先执行，也可以执行“高分辨率扫描”。例如，即使没有如图17B中示出的，首先施加第一精确定位刺激电流，也可以如图17C、图17D或图17E中一般性示出的，施加第二精确定位刺激电流的集合772。
参照图18，其是示出根据本发明的一些应用的用于促进对象的神经组织消融的技术820的至少一些步骤的流程图。如参照图7描述的，系统220的电极单元222a可以仅包含一个电极，并且对于一些应用，当系统220的电极单元222a仅包含一个电极时，系统320包括系统220或者是系统220的一个实施方案。如同样参照图7描述的，对于一些应用，电极330a可以用作由电极330b施加的激发电流的返回电极。即，可以在电极330a与330b之间施加激发电流，电极330a和330b设置在消融单元24的每一侧(并且由此设置在消融部位(例如，损伤)的每一侧)。即，可以穿过消融部位施加激发电流。
假设有利地，对于其中穿过消融部位(例如，损伤)施加激发电流的应用，激发电流诱发导致血压升高的动作电位的能力降低指示所实现的消融程度。技术820利用该假设的优势。进一步假设对于一些应用，与通过施加消融能量的相同电极施加激发电流相比，使用设置在消融部位的每一侧上的电极穿过消融部位施加激发电流有利地避免了消融单元与组织之间的界面(例如，与消融单元的电极接触的组织的表面)处的激发电流的施加；消融可以导致界面变得电绝缘，从而抑制激发电流到达肾神经。
步骤822包括检测指示血压的参数的初始值，例如，如上文的描述。
步骤824包括(1)通过在电极330a与330b之间施加激发电流在神经中引发动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测参数的值(即，“经激发”值)，例如，如上文的描述，可以作必要的修改。
步骤826包括使用消融单元24对消融部位施加消融能量，例如，如上文的描述，可以作必要的修改。
步骤828包括(1)通过在电极330a与330b之间再次施加激发电流，以及(2)在激发电流的施加之后，检测参数的值(即，“经消融”值)，例如，如上文的描述，可以作必要的修改。(这对应于在分隔线上方出现的步骤828的变型；在下文描述分隔线下方的步骤828的变型。)
随后，将“经消融”值与初始值和/或“经激发”值进行比较(步骤830)。(这对应于在分隔线上方出现的步骤828的变型；在下文描述分隔线下方的步骤828的变型)。(例如，由控制单元32)做出继续消融或停止的决定832，例如，如上文的描述，可以作必要的修改。如果执行后续消融，则步骤830的后续迭代可以作为替代或补充地包括将后续“经消融”值与另一(例如，之前的)“经消融”值进行比较。
如参照图16A至图16G的描述，对于一些应用，在多于一个电极对之间施加激发电流，每对具有该对的电极之间的各自不同的距离。这个技术可以与参照图18描述的技术结合使用。即，可以使用多于一个激发电极对，每对中的一个电极设置在消融单元24的一侧，并且每对中的另一个电极设置在消融单元的另一侧。出现在分隔线下方的步骤828和830的变型涉及图16A至图16G以及图18之技术的这样的组合。在多于一个电极对的电极之间施加激发电流，并且在激发电流之每一个施加的施加开始之后检测参数的“经消融”值(步骤828)。将“经消融”值与来自其他电极对的“经消融”值、“经激发”值和/或初始值进行比较(步骤830)。如果执行后续消融，则步骤830的后续迭代可以作为替代或补充地包括将后续“经消融”值与另一(例如，之前的)“经消融”值进行比较。
参照图19、图20以及图21A至图21B，其分别是根据本发明的一些应用的，用于促进对象之神经组织消融的系统840的示意图，示出用于与系统一起使用的技术的至少一些步骤的流程图，以及与该技术有关的曲线图。
图19示出了系统840，其包括通常耦接到导管28的位于系统之远端部分处的血管内装置841。如上所述，系统840通常还包括传感器26和控制单元32(控制单元32配置成执行参照系统840描述的步骤)。装置841包含两个消融单元24a和24b，以及设置在两个消融单元24a和24b之间的(即，在电极单元24b的近侧并且在电极单元24a的远侧)的电极单元842。电极单元842通常包含至少两个电极850a和850b，并且控制单元32配置成驱动这些电极以对肾动脉施加激发电流。可以理解的是，由激发电流引发的动作电位将传播通过两个消融单元。
如参照图6的描述，与由于肾的刺激而产生的对体循环血压的效果相比，由于CNS的刺激而产生的对体循环血压的效果更即时。如同样参照图6的描述，对于一些应用，检测到的参数的具体变化模式的检测可以用于识别和/或区分由朝向CNS传播的动作电位产生的效果和由朝向肾传播的动作电位产生的效果。
图20是示出根据本发明的一些应用的用于与系统840一起使用的技术860的至少一些步骤的流程图。
步骤862包括检测对象的参数(如指示血压的参数)的初始值，例如，如上文的描述。如本申请中指出的，虽然血压被用作这样的参数的实例，但是作为替代或补充，可以检测并使用一个或多个其他参数，如指示对象的心率，心率变化性和/或血流量的参数。假设在技术860的一些应用中，指示心率和/或心率变化性的参数可能比指示血压的参数更合适，原因是这些参数响应于肾神经活动的相对动力学。然而，为了简单起见，图20至图21B及其描述通常涉及作为指示血压(例如平均动脉血压(MAP))的参数。
步骤864包括(1)通过控制单元32驱动电极单元842以对肾动脉的第一部位施加激发电流来引发肾神经770的动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测(i)参数的第一值(即，“经激发”)，并且随后(ii)检测参数的第二值(即，也称为“经激发”值)。通常在激发电流的施加开始60秒内(例如，在开始的45秒内，例如，在开始的30秒内，距离开始5-30秒或者15秒内)检测第一值。即，持续时间926(图21A至图21B的曲线图1)通常不超过60秒。在检测到第一值之后检测第二值。通常在激发电流的施加开始后至少60秒(例如，开始之后1-4分钟)检测第二值。即，持续时间928(图21A至图21B的曲线图1)通常大于60秒。作为替代或补充，在一些应用中，在距离开始至少15秒之后(例如，距离开始至少30秒之后，例如，距离开始45秒之后)检测第二值。假设(1)第一值至少部分地指示对朝向CNS传播的动作电位的血压响应(例如，对传入动作电位的CNS响应)，以及(2)第二值至少部分地指示对朝向肾传播的动作电位的血压响应(例如，对传出动作电位的激素响应)。
图21A和图21B的曲线图1示出了在步骤864中检测到的初始值(920)，第一“经激发为值(922)和第二“经激发为值(924)的示例曲线。由X轴上的加粗箭头表示激发电流的施加的开始时间。示出了初值920与第一(“经激发”)值922之间的差值Δ_11，以及值922与第二(“经激发”)值924之间的差值Δ_12。差值Δ_13是Δ_11与Δ_12的总和，并且由此表示激发电流的施加之后的总血压升高。可以认为图21A和图21B的曲线图示出了响应的“分支(leg)”。第一分支921a代表至少部分地由于对肾神经之激发的响应的较快的指向CNS之(CNS-directed)方面导致的血压升高。第二分支921b代表至少部分由于对肾神经之激发的响应的较慢的指向肾之(kidney-directed)方面导致的血压升高。可以理解的是，图21A至图21B的曲线图用于示意性地说明并区分这两个方面，并且不一定反映响应的实际动力学。
随后，控制单元32驱动消融单元24a以对肾动脉的第二部位施加消融能量(步骤866)，与第一部位相比，第二部位更靠近主动脉和CNS。因此，假设第二部位处的消融抑制动作电位从第一部位朝向CNS的传播，但是不抑制动作电位从第一部位朝向肾10的传播。
步骤868包括(1)通过控制单元32驱动电极单元842以对肾动脉的第一部位再次施加激发电流来引发肾神经770的动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测(i)参数的第三值932(即，“经消融”值)，并且随后(ii)检测参数的第四值934(即，“经消融”值)。如针对第一值和第二值的描述，通常在激发电流的施加开始60秒内检测第三值，并且通常在激发电流的施加开始之后至少60秒检测第四值。
图21A和图21B的曲线图2示出了在步骤868中检测到的第三(“经消融”)值932和第四(“经消融”)值934的示例曲线图。来自相应曲线图1的曲线被示出为虚线。由X轴上的加粗箭头表示激发电流的施加的开始时间。示出值920与值932之间的差值Δ_14小于差值Δ_11。即，示出分支921a所对应的血压升高在消融步骤866之后较小。然而，示出分支921b所对应的血压升高保持不变；Δ_12还指示值932与值934之间的差值。
发明人假设激发介导的血压升高中消融介导的降低可以表现为多于一种方式。提供了图21A和图21B二者(即，与这些图中的仅一个图相比)，以示出两种这样的表现：图21A示出的降低表现为血压升高速率的降低，而图21B示出的降低表现为血压升高的持续时间的缩短。例如，参照图21A和图21B的曲线图2。图21A的曲线图2示出了与相应的曲线图1的分支921a相比在分支921a期间较慢的血压升高速率(由角α_1表示)，而图21B的曲线图2示出了与相应的曲线图1的分支921a相比分支921a的持续时间较短(由差值Δ_15表示)。需要注意的是，这些差异表现可以导致血压升高的相同的最终降低(例如，如图21A和图21B二者中的Δ_14所表示的)。
将第三值和第四值(即“经消融”值)与第一值和第二值(即“经激发”值)和/或初始值进行比较(步骤870)，并且至少部分地响应于被比较的值之间的关系(例如，差值，例如算术减法，比值或差值的任何其他表达)来(例如，由控制单元32)作出是否在第二部位处继续消融(即，对第二部位施加消融能量的另一施加)的决定872。在一些应用中，响应于第一血压值与第二血压值之间的关系(例如，差值)和/或第三血压值与第四血压值之间的关系(例如，差值)来作出决定872。
如果确定在第二部位处实现了足够的消融，并且当确定在第二部位处实现了足够的消融时(例如，一旦确定值Δ_14足够小并且/或者小于值Δ_11)，则在肾动脉的第三部位处的消融开始。(或者，可以在该点结束治疗，在第三部位处没有执行消融。)控制单元驱动消融单元24a以对第三部位施加消融能量(步骤874)，与第一部分相比，第三部位更靠近肾脏10。因此，假设第二部位处的消融抑制动作电位从第一部位朝向肾10的传播，但不抑制动作电位从第一部位朝向CNS的传播。
步骤876包括(1)通过控制单元32驱动电极单元842以对肾动脉的第一部位再次施加激发电流来引发肾神经770的动作电位，以及(2)在激发电流的施加开始之后，检测(i)参数的第五值942(即，“经消融”值)，并且随后(ii)检测参数的第六值944(即，“经消融为值)。如针对第一值和第二值的描述，通常在激发电流的施加开始的60秒内检测第五值，并且通常在激发电流的施加开始之后至少60秒检测第六值。
图21A和图21B的曲线图3示出了在步骤876中检测的第五(“经消融为)值942和第六(“经消融”)值944的示例曲线。对于每一个曲线图3，来自相应的曲线图2的曲线被示为虚线。由X轴上的加粗箭头表示激发电流的施加的开始时间。示出值942与值944之间的差值Δ_16小于差值Δ_12。即，示出分支921b所对应的血压升高在消融步骤874之后较小。然而，示出分支921a所对应的血压升高保持不变。
如上所述，图21A和21B示出了激发介导的血压中消融介导的降低的不同的可能表现。图21A的曲线图3示出了与相应的曲线图2的分支921b相比在分支921b期间较慢的血压升高速率(由角α_2指示)，而图21B的曲线图3示出了与相应的曲线图2的分支921b相比分支921b的持续时间较短(由差值Δ_17指示)。需要注意的是，这些差异表现可以导致血压升高的相同的最终降低(例如，如图21A和图21B二者中的Δ_16所表示的)。
在图19至图21B中示出的实例中，由消融单元24a来对(与第一部位相比，更靠近主动脉和CNS的)第二部位施加消融能量，消融单元24a在由消融单元24b对(与第一部位相比更靠近肾的)第三部位施加消融能量之前位于电极单元842近侧。然而，可以理解的是，可以替代地通过消融单元24b对第三部位施加消融能量的第一施加。
虽然电极单元842示出包括两个电极850a和850b，并且控制单元32被描述为通过在这两个电极之间驱动激发电流来施加激发电流，但是对于一些应用，电极单元842是单极的，并且与体外返回电极组合使用。类似地，对于其中消融单元24a和24b是RF消融单元的应用，消融单元可以是双极的(即，每一个包含多于一个电极)或单极的。
将第五值和第六值(即，第三部位处的消融之后的“经消融”值)与下述中的一个或更多个进行比较：第三值和第四值(即，第二部位处的消融之后的“经消融”值)，第一值和第二值(即，“经激发为值)和/或初始值(步骤878)，并且至少部分地响应于被比较的值之间的关系(例如，差值)来(例如，由控制单元32)做出是否在第三部位处和/或在第二部位处继续消融(即，对第二部位和/或第三部位施加消融能量的另一施加)的决定880。对于一些应用，在步骤872与874之间，检测到另一个“初始”值(例如，当受试者处于静息状态，并且没有施加激发电流时)。可另外或另选地在比较步骤878中使用此另一初始值，和/或此另一初始值可用于决定是继续进行消融步骤874还是结束治疗。
假设对于一些应用，参照图19至图21B描述的装置和技术有利地提供了以下关于神经纤维的消融状态的信息：(1)携带影响肾神经影响血压控制的肾影响之方面的动作电位的神经纤维(例如，传出神经纤维)，和(2)携带影响肾神经影响血压控制的CNS影响之方面的动作电位的神经纤维(例如，传出神经纤维)。使用该信息，系统840(例如，其控制单元32和/或其用户)可以实现这些方面中的每一个的期望程度的抑制，同时避免超过实现期望程度的抑制所需的消融。
现在另外参照图29，其示出了根据本发明的一些应用的用于决定是否执行消融的方法387的流程图。如上所述，图21A示出了本发明人的假设，即激发介导之血压升高中消融介导之降低可以表现为血压升高速率的降低。从这个假设可以得出，响应于刺激的血压升高速率可以指示是否应当执行消融。这个思想应用于本发明的一些应用中，如图29所示。
在刺激步骤388，使用设置在肾动脉内的一个或多个刺激电极、通过使刺激电流穿过肾动脉壁来刺激肾神经的组织。在刺激开始之后，在感测变化速率的步骤390，使用传感器来感测对象的血压的变化速率(dP/dt)。在决定步骤392，响应于变化速率，医师决定是否消融组织。响应于消融组织的决定，医师在消融步骤394消融组织。
在一些应用中，关于是否消融组织的决定响应于MAP的变化速率。发明人已经观察到，在一些情况下，MAP在刺激开始时不立即开始升高。因此，在一些应用中，在刺激开始后某个时间(例如，在刺激开始的30秒或十秒内，例如，在刺激开始两秒后)开始的一段时间感测MAP的变化速率。(如上所述，由图21A至图21B中的曲线图的时间轴上的加粗箭头表示刺激的开始。)在一些应用中，感测变化速率的时间段在刺激开始的两个分钟结束。作为替代或补充，可以感测变化速率直到刺激结束。(通常，刺激的持续时间是至少一分钟和/或小于两分钟。)通常，感测变化速率的时间段可以在持续时间926结束之前或之后结束。(通常，在本描述中使用的表述“dP/dt”可以应用于MAP，即，“dP/dt”的范围可以包括“d(MAP)/dT”。)
通常，在感测MAP的变化速率之后，将至少一个变化速率值与阈值进行比较。在一些应用中，可以使用移动窗口(例如，其持续时间为至少三秒和/或小于10秒)，在移动窗口上连续地计算MAP的变化速率。(例如，可以针对在两秒与五秒之间的时间段计算MAP的变化速率，然后针对在2.5秒与5.5秒之间的时间段计算MAP的变化速率，然后针对在三秒与六秒之间的时间段计算MAP的变化速率等)。如果变化速率在具体的窗口期间超过阈值，则医师可以决定消融组织；否则，医师可以决定不消融组织。(在后一种情况下，然后可以对血管内的不同位置重复步骤388、390和392)。
在一些应用中，在多个部位中的每一个处使刺激电流穿过肾动脉壁，并且针对刺激中的每一个感测血压的变化速率。多个部位可以包括沿着肾动脉壁的多个纵向部位(即，在纵向上彼此间隔开的部位)和/或多个圆周部位(即，在圆周方向上彼此间隔开的部位)。响应于感测到的血压的变化速率，医师决定(a)在至少一个部位处消融组织，以及(b)在至少另一部位处不消融组织。在一些应用中，仅在为血管的区域绘图(即，识别热点)之后执行消融。换言之，在一些应用中，首先在多个部位处执行步骤388和390，并且之后仅执行消融步骤394。
现在另外参照图30，其是示出根据本发明的一些应用的用于决定是否执行消融的数据的示意图。在一些应用中，对于感测MAP的变化速率，作为替代或补充，感测一次或更多次心搏期间的相应的血压变化速率。响应于相应的血压变化速率，在决定步骤392，医师决定是否消融组织。在一些应用中，关于是否消融组织的决定响应于相应的血压的最大变化速率。例如，图30示出了从i到i+4索引的多次心搏，对于其出了心电图(ECG)信号和动脉血压信号二者。对于每次心搏，标记出相对于动脉血压信号的其他部分通常示出最大变化速率的动脉血压信号的部分。发明人假设，相对于较慢的上升，动脉压力的较快上升指示对刺激的更大程度的响应性。发明人进一步假设在一些情况下，(在动脉血压的每一个峰值之后的)动脉压力下降的速率可以作为替代或补充地表示对刺激的响应性的程度。因此，在一些应用中，对于响应于上升速率来执行决定步骤392，作为替代或补充，响应于下降的速率来执行决定步骤392。
在一些应用中，将针对每次心搏的变化速率与阈值进行比较，并且如果针对具体的心搏，阈值被超过，则决定执行消融。另选地，在一些应用中，对一定数目的心搏(例如，10次心搏)的相应的最大变化速率进行平均。然后将平均最大速率与阈值进行比较，并且响应于比较来决定是否执行消融。作为替代或补充，可以识别最大变化速率中的最大值，并且响应于此，决定是否执行消融。
通常，可以在相对短的时间段(例如，一分钟以下(例如，10秒以下，或10秒-30秒))内执行上文描述的在一次或更多次心搏期间感测相应的血压的变化速率。相比之下，如上文参照图21A至图21B的描述感测MAP的变化速率，通常花费较长时间。此外，刺激对每心搏变化速率的效果在相对较短的刺激时段之后可观察，而对MAP的效果在较长的刺激时段之后才可观察。因此，有利的是使用每心搏变化速率，而不是MAP的变化速率，因为可以显著缩短(无论是针对消融还是针对标测(mapping)的)整体操作时间。
在一些应用中，在第一消融之后实施方法387，以决定是否执行第二消融。即，在步骤388、390、392和394的第一次执行之后，再次执行步骤388和390，即，执行第二刺激和dP/dt的感测。随后，医师响应于(i)第一刺激开始之后对象的血压的变化速率与(ii)第二刺激开始之后的对象的血压的变化速率之间的差异来决定是否进行组织的第二消融。例如，如果在第一消融之后变化速率已经充分降低，则医师可以决定不执行第二消融。
通常，(例如，如图1中示出的)传感器26和控制单元32可以用于实践上文参照图21A至图21B、以及图29至图30描述的技术。即，传感器26可以在对组织的刺激开始之后感测对象的血压，并且控制单元32可以计算感测到的血压的变化速率，如上文的描述。例如，控制单元可以针对一次或更多次心搏中的每次心搏计算dP/dt(例如，dP/dt的最大值)，和/或计算MAP的变化速率。控制单元然后将变化速率与阈值进行比较，并响应于比较来生成输出。例如，控制单元可以驱动接口33(图1)输出向医师指示超过阈值的视觉和/或音频消息，并且响应于输出，医师可以决定消融组织。在一些应用中，控制单元计算阈值。例如，控制单元可以在由刺激电极进行的对组织的第一刺激开始之后计算血压的第一变化速率。(这个第一变化速率被指定为阈值。)随后，可以消融组织。在消融之后，可以再次刺激组织，并且控制单元可以再次计算血压的变化速率。控制单元然后可以将第二变化速率与第一变化速率进行比较，并且响应于比较来生成输出。这个输出可以帮助医师决定是否应当执行第二消融。
参照图22A至图22B，其分别是根据本发明的一些应用的系统960的示意图以及用于与系统一起使用的技术的至少一些步骤的流程图。系统960包含位于系统的远端部分处的血管内装置961，其通常耦接到导管28。装置961包含多个针，多个针具有缩回状态，沿径向方向可伸展成伸展状态，并且配置成当朝向伸展状态移动时穿透动脉8的壁。通常，装置961包括主体964，针962可从其伸展，并且其还通常容纳处于缩回状态时的针。图22A示出了系统960，针962处于伸展状态，穿透了肾动脉8的壁。如上文的描述，系统960通常还包括传感器26和控制单元32(控制单元32配置成执行参照系统960描述的步骤)。
系统960(例如，其控制单元32)配置成通过针962来对动脉8的壁(例如，对肾神经770)施加非消融电流，并且随后还通过针来消融肾神经的一个或更多个部分。非消融电流可以是非消融性阻断电流，和/或可以是例如上文描述的激发电流，可以作必要的修改。可以通过经由针驱动消融能量(例如，RF电流)来实现消融。作为替代或补充，针962可以是中空的，并且可以通过泵送包括乙醇的液体通过针来实现消融，例如，如以下参考文献中的描述，其通过引用并入本文：Fischell，Tim A.等″Ethanol-mediated perivascular renalsympathetic denervation：preclinical validation of safety and efficacy in aporcine model.″Eurolntervention：journal of EuroPCR in collaboration with theWorking Group on Interventional Cardiology of the European Society ofCardiology9.1(2013)：140-147。对于这样的应用，系统960(例如，其装置961)包括储存器966，其配置成储存液体，并且与针962流体连通。
上文描述了其中将非消融电流施加到肾动脉、并且检测对象的因子的一个或更多个值(例如，在消融之前)的若干技术，包括(a)用于筛选肾神经消融的对象的技术，(b)用于评估所实现的消融程度的技术，(c)用于识别用于消融的肾动脉之目标部位的技术，以及(d)用于确定动脉壁内的肾神经的深度的技术。系统960可以与这些技术中的每一种技术结合使用，可以作必要的修改，例如，通过修改每种技术以使得经由针962来施加非消融能量，并且使得通过施加消融能量和/或经由针泵送液体来执行消融。图22B中示出了这样的修改的非限制性实例的至少一些步骤。
对于一些应用，图22B中示出的技术可以被认为是参照图15A至图15F描述的一般技术的修改，其中通过针962而不是通过电极752来执行激发和消融(或者由此电极752配置成可逆地沿径向方向向外伸展并且穿透肾动脉壁)。
将装置961推进到肾动脉8的内腔中(步骤970)，并且使针962沿径向方向向外伸展，以使得它们穿透动脉的壁(步骤972)。步骤974包括检测指示血压的参数的初始值，例如，如上文的描述。通常，在步骤972之后执行步骤974(例如，以使得到初始值中考虑到针962的存在)，但是另选地，可以在步骤972之前执行步骤974。对于一些应用，检测两个初始值，一个在步骤972之前，一个在步骤972之后。
步骤976大致与图15B至图15F中示出的步骤对应，其中将非消融电流(例如，激发电流或阻断电流)施加到动脉壁的多个圆周部分(但是通过针962而不是电极752)，并且在电流的每一个施加开始之后检测因子的值。随后，比较这些值(步骤978)，并且(例如，由控制单元32自动地或者由操作医师)选择针962中的一个或更多个针以用于消融。如上所述，可以经由所选针通过施加消融能量(例如，RF电流)或者通过含乙醇液体来执行消融(步骤982)。
对于一些应用，针962具有多于一个的伸展状态，并且可以推进到动脉8的壁中的多于一个深度。对于这样的应用，系统960可以用于在针962用于消融之前确定其优选深度(例如，内皮760与神经770之间的距离)。
如关于上文描述的血管内装置中的多于一个血管内装置提到的，虽然示出电极单元和消融单元为分立的元件，但对于一些应用，血管内装置是集成单元，其包含和/或限定了电极单元和消融单元二者(例如，设置在单个主体23上)。图22A中示出的血管内装置961用作电极单元(例如，用于施加非消融电流，例如激发电流)和消融单元二者。因此，装置961是这样的“集成的”血管内装置的实例。
现在参照图23A至图26，其是根据本发明的一些应用的各自包括主体和多个电极的血管内装置的示意图。上文描述的每一个电极，无论是电极单元的部件(例如，用于施加激发电流和/或阻断电流)还是消融单元(例如，RF消融单元)的部件，通常都设置在主体23上。如上所述，(1)对于一些应用，主体通常是非闭塞性的(例如，在主体的伸展状态下，其中布置在主体上的电极抵靠动脉壁设置，主体保留至少一些(例如，大部分)主动脉与肾之间的流体连通)，以及(2)对于一些应用，主体通常是闭塞性的，例如在主体的伸展状态下的主体，主体抑制大部分或全部主动脉与肾之间的流体连通。图23A至图24是包括通常为闭塞性的主体23的血管内装置的实例，以及图25至图26是包括通常是非闭塞性的主体23的血管内装置的实例。
图23A至图23B分别示出了血管内装置1000的侧视图和端视图，血管内装置1000包括设置在球囊1004上的多个电极1002，球囊1004用作装置1000的主体23。血管内装置1000通常设置在导管28的远端部分处，并且球囊1004通常通过导管来膨胀。球囊1004的膨胀使球囊从装置1000的中心纵向轴沿径向方向向外扩张(即，将球囊移动到扩张状态)，由此将电极1002放置成与其中设置有装置的动脉的壁接触。球囊1004通常是闭塞性的。对于一些应用，球囊1004是至少部分地顺应性的，例如，以与动脉的壁相符合，同时降低对壁的局部部位的过度的力。例如，设置在动脉的较窄部分中的球囊1004的部分可以在其到达动脉的壁时停止扩张，而设置在动脉的较宽部分中的球囊的另一部分继续扩张，直到其到达动脉的壁。
对于一些应用，装置1000不包括球囊1004，而是包括将电极1002电耦接到控制单元32(未示出)的导体1006，导体1006定义、包括和/或耦接到(例如，嵌入)沿径向方向向内可压缩的支柱以用于经由导管递送，并且在从动脉内的导管暴露时自动扩张。例如，支柱可以是弹性可弯曲的线，例如包括聚合物例如尼龙和/或金属例如镍钛诺(nitinol)，其被偏置以呈现扩张状态。对于这样的应用，支柱共同用作装置1000的主体23.对于其中装置1000不包括球囊1004的应用，装置1000通常是非闭塞性的。
图24示出了血管内装置1020，其包括设置在球囊1004上的多个电极1022，球囊1004用作装置1020的主体23。装置1000通常设置在导管28的远端部分处。参照图23A至图23B描述了球囊1004及其膨胀。球囊1004由此用作装置1020的主体23，并且通常是闭塞性的。
闭塞性的主体在肾动脉内的扩张(例如，球囊1004的膨胀)本身可以使血压升高。因此，对于其中血管内装置的主体是闭塞性的，并且其中(例如，当对象处于静息状态时，和/或在激发电流，阻断电流和/或消融电流的施加之前)检测检测到的因子(例如，血压)的初始值的一些应用，在主体的扩张(例如，球囊1004的膨胀)之后检测初始值，例如，以控制由闭塞引起的血压升高。
图25A至图25B示出了血管内装置1040，其包括设置在可扩张线结构1044上的多个电极1042，可扩张线结构1044用作装置1040的主体23。血管内装置1040通常设置在导管28的远端部分处。通常，能够从对象的外部并且独立于装置从通过其可以递送装置的任何护套部署的状态来控制结构1044的可逆扩张。结构1044可以是支架状的，可以包括从金属管切出的框架，或者可以包括编织成大致管状的线。结构1044的框架通常是非闭塞性的。图25A至图25B的不同仅在于电极1042的形状。
图26示出了血管内装置1060，其包括设置在用作装置1060的主体23的可扩张结构1064上的多个电极1062。血管内装置1060通常设置在导管28的远端部分处。通常，能够从对象的外部并且独立于装置从通过其可以递送装置的任何护套部署的状态来控制结构1064的可逆扩张。图26的上部图像示出了处于其收缩状态(例如，以用于经腔递送)的装置1060，并且下部图像示出了处于其扩张状态(例如，操作状态)的装置。装置1060从其收缩状态朝向其扩张状态的运动使电极1042从装置的中心纵向轴沿径向方向向外移动，以将电极放置成与肾动脉壁接触。
装置1060包括多个纵向支柱1066，其在收缩状态下通常设置成大致平行于装置的中心纵向轴，并且布置成沿圆周方向围绕该轴。对于一些应用，由导管28的远端部分来定义装置1060的中心纵向轴。每一个支柱1066的一个端部的更靠近支柱的另一端部(例如，由箭头1068指示)的运动导致支柱的中间部分远离装置1060的中心纵向轴的运动。通常，每一个支柱1066的每一端部耦接到相应的环1070，环1070从而将支柱彼此耦接。至少一个环1070相对于导管28可滑动，并且该环朝向另一环的滑动从而导致每一个支柱的中间部分沿径向方向向外的移动。装置1060的扩张使每一个支柱1066成形(例如，弯曲)，并且这个曲率定义装置1060的凸角(lobe)1072。每一个电极1062设置在支柱的中间部分处，以使得沿径向方向向外的运动使电极沿径向方向向外移动，以抵靠动脉的壁放置。
对于一些应用，并且如图所示，多于一个支柱1066沿纵向端至端地布置，以使得当设备1060扩张时定义相应的多于一个凸角1072。通常，沿纵向布置的支柱在接合部1074处彼此耦接，接合部1074通常在扩张过程中基本上不沿径向方向向外移动。对于一些应用，接合部1074包括在导管28上可滑动的环(未示出)。对于一些应用，两个凸角1072(例如，同时地)响应于施加到单个环1070的力而扩张。对于一些应用，装置1060被配置有利于对多于一个环独立地施加力，以使得每一个凸角1072彼此独立地可扩张。
通常，每一个凸角可扩张到与其他凸角相比距离中心纵向轴不同的距离。对于一些应用，如其中两个凸角响应于施加到单个环的力而扩张的那些应用，支柱1066足够柔性以在它们经历由动脉的壁提供的阻力时停止沿径向方向向外移动。因此，当第一支柱接触动脉的壁时，装置1060可以进一步扩张，直到随后的支柱也接触壁。对于一些应用，如其中每一个凸角独立地可扩张的应用，该独立控制有利于每一个凸角扩张到与其他凸角相比不同的距离。
在一些应用中，支柱中的至少一个(例如，每一个)包括仅一个凸角，即，支柱在支柱的端部之间的接合部1074处不耦接到导管。
再次参照图23A至图26。通常，血管内装置中的每一个血管内装置在处于其收缩状态时横向直径大于1mm和/或小于3mm，例如1mm-3mm(例如1.5mm-2.5mm)，并且在处于其扩张状态时横向直径大于3mm和/或小于10mm，如3mm-10mm(例如，4mm-8mm)。通常，电极之间的纵向距离(例如，设置电极的每一个纵向部位之间的距离)大于2mm和/或小于15mm，如2mm-15mm(例如2mm-10mm)。
通常，每一个血管内装置具有设置在多于一个纵向部位的电极。装置1000具有设置在三个纵向部位1001a、1001b和1001c处的电极；装置1020具有设置在三个纵向部位1021a、1021b和1021c处的电极、装置1040具有设置在三个纵向部位1041a、1041b和1041c处的电极；以及装置1060具有设置在两个纵向部位1061a和1061b处的电极。对于一些应用，导体(例如，导线和/或柔性印刷电路板(printed circuit board，PCB)的组件)沿着血管内装置沿纵向延伸，将电流传导到每一个纵向部位处的电极，例如，如针对装置1000和1060所示。例如，每一个PCB可以包括不同纵向部位的电极。导体1006在图23A至图23B中示出，但在图26中不可见。可以理解的是，导体沿着装置1060的每一个支柱1066(例如，在装置1060的每一个支柱1066内)延伸。对于一些应用，单独的PCB为每一个纵向部位提供电极，例如，可以与设备1020的情况相同。
参照图27A至图27C，其是根据本发明的一些应用的相应的PCB的示意图，每一个PCB包括设置在衬底上的多个电极和导体。图27A至图27C中示出的PCB可以用于提供上文描述的血管内装置中的一个或更多个血管内装置的电极，可以作必要的修改。
图27A示出了包括五个电极1082的PCB 1080，每一个电极耦接到延伸到接口1086的相应导体1084，PCB通过接口1086电耦接(例如，焊接)到系统的其余部分(例如，到控制单元)。电极1082、导体1084以及通常还有接口1086设置在通常是柔性的衬底1088上。
图27B示出了包括两个电极1102的PCB 1100，每一个电极偶接到延伸到接口1106的相应导体1104，PCB通过接口1106电耦接(例如，焊接)到系统的其余部分(例如，到控制单元)。电极1102、导体1104以及通常还有接口1106设置在通常是柔性的衬底1108上。
图27C示出了包括两个电极1122的PCB 1120，每一个电极耦接到延伸到接口1126的相应导体1124，PCB通过接口1126电耦接(例如，焊接)到系统的其余部分(例如，到控制单元)。电极1122、导体1124以及通常还有接口1126设置在通常是柔性的衬底1128上。
可以通过去除其上没有设置导电元件的衬底材料来增加PCB的柔性。例如，可以在PCB中做出孔1090(图27A)和/或切口(cutout)1130(图27C)。
一般来说，需要注意的是，虽然设备的远端部分(包括电极和消融单元)示出为设置在肾动脉8内，通常位于肾10与肾动脉离开主动脉12的口之间的中间位置，这个定位仅仅是为了简单起见；远端部分可以设置成更靠近肾动脉(例如，通常在口处)，或者更靠近肾。对于一些应用，所使用的血管内装置连续放置在沿着肾动脉8的纵向轴(即，在肾动脉8离开主动脉12的口与肾之间)的多于一个位置处，以识别激发电流效果最大的纵向部位，例如，从而识别随后要施加消融能量的纵向部位。对于一些应用，这样的纵向部位的测试用于筛选很可能响应于消融治疗的对象，并且由此对于一些对象随后不施加消融能量。
对于本发明的一些应用，上文描述的血管内装置中的至少一个或多个血管内装置的至少消融单元24可以配置成被植入到肾动脉8中。对于这样的应用，消融单元24包括或者耦接到天线，配置成以无线方式(例如，从体外发射器)接收能量，并且响应性地施加消融能量的施加。对于一些这样的应用，可以通过体外发射器来控制消融能量的一个或更多个特性(例如，强度)。对于一些这样的应用，整个血管内装置可植入到肾动脉8中。
例如，消融单元24和/或整个血管内装置可以包括通过独立于所描述的系统的其他部件(如导管28和/或传感器26)的导管可经腔推进的支架。或者，消融单元24和/或整个血管内装置可以(i)耦接到导管28，如图1、图5A至图5B、图6、图7和图8所示，以及(ii)通过在设置在肾动脉内时与纵向构件解耦而可植入到肾动脉8中。
上文描述的应用中的一些应用可以包括在大致相同的时间在电极的不同子集(例如，对)之间驱动电流。仅作为说明性实例，图15B中示出的步骤示出了在大致与在所有其他电极对(例如，电极750b和752b、750c和752c、以及750d和752d)之间驱动电流的同时在电极对750a和752a之间驱动激发电流。对于这样的应用，可以配置(例如，修改)电流的一个或更多个特性以降低电流路径的非预期的和/或不期望的交叉，例如以使得电流经由预期的返回电极而不是另一(例如，相邻的)返回电极返回。使用图15B的实例，理想的是来自电极750b的电流经由电极752b而不是经由另一电极(例如，电极752a或752c)返回，例如以使得总体上电流均匀地围绕动脉的圆周分布。
对于一些应用，在电极对中的一个电极对之间驱动的电流的特性与在电极对中的另一电极对之间驱动的电流的特性不同。例如，在每一个电极对之间驱动的电流可以具有与在其他电极对之间驱动的电流不同的频率和/或脉冲宽度，和/或可以分相，以与在其他电极对之间驱动的电流不重合。因此，对于一些应用，尽管在大致相同的时间(例如，在秒的时间尺度上或更长)在多于一个电极对之间驱动电流，在任何特定的时间(例如，在毫秒的时间尺度上)，实际上仅在一个电极对之间驱动电流。例如，为了避免刺激电路(即，在电极对之间驱动电流)之间的串扰，在各个电极对之间驱动的刺激电流之间可以存在100微秒的时间间隔，即，相间(interphase)延迟可以是100微秒。
在一些应用中，以双相对称方形脉冲的形式施加电刺激，双相对称方形脉冲的脉冲宽度例如是至少0.5毫秒和/或小于4毫秒，例如2毫秒。通常，以20Hz的频率施加电流幅度为例如至少10毫安和/或小于30毫安(例如16毫安)的刺激。
对于一些应用，在激发电流施加的持续时间内(例如，根据预定程序和/或响应于检测到的参数之检测到的变化)改变激发电流的一个或更多个参数(例如但不限于电流强度(amperage)，频率和脉冲宽度)。(仅作为说明性实例，电流的频率可以从20Hz开始，并且以每15秒2Hz的增量变化)。即，在本专利申请(包括说明书和权利要求书)中，“激发电流的施加”可意指(a)在其持续时间内保持均匀的激发电流的施加，或者(b)在其持续时间内至少一次相对于至少一个参数改变的激发电流的施加。
在本申请中，描述了通过多种电极和/或在各种电极之间施加电流的应用。在一些描述中，电极被明确地或隐含地描述为双极电极，并且在一些描述中，电极被明确地或隐含地描述为单极电极。可以理解的是，使用单极电极或双极电极的选择可以依据具体应用和/或具体主题，并且本发明的范围包括针对每一个所描述的应用使用单极电极或双极电极，可以作必要的修改。
此外，对于本文描述的一些系统，血管内装置可以包括单极电极和双极电极二者(或者血管内装置的电极可配置为用作单极电极或双极电极)，以使得操作医师(或系统的控制单元)可以选择对于给定对象是优选的电极类型。仅作为实例，如(图23A至图23B)所示的装置1000的每一个电极1002实际上可以表示多于一个电极，如(A)一对双极电极和单个单极电极，或者(b)在以下两种配置之间可切换的两个电极：(i)一对双极电极，以及(ii)单极电极(和一个停用电极(deactivated electrode))。
对于一些应用，作为在消融能量的施加之前施加的非消融电流的一个或更多个施加的一部分来执行电极的这种单/双极选择和/或配置。即，非消融电流的施加可以包括单极施加和双极施加，并且可以基于在非消融电流的这些施加中的每一个之后检测到的值(例如，血压值)来执行选择/配置。对于一些这样的应用，随后使用与提供对非消融电流的最大响应相同的电极的选择/配置来施加消融能量(例如，RF电流)。对于一些应用，单极电极和双极电极二者的使用可以提高肾神经的定位的准确度。
对于本发明的一些应用，在上文描述的电流和/或消融能量中的一个或更多个电流和/或消融能量的施加之前、过程中和/或之后改变肾动脉壁的温度。例如，本文描述的电极可设置在通过比周围组织更冷或更热的流体(例如，液体)可充胀的球囊上。作为替代或补充，可使用超声来实现加热。这种温度修改通常本身不是消融性的；组织不被冷却到低于10℃，并且不被加热到高于45℃(并且进一步通常不被加热到高于42℃)。因此，组织的温度修改为落在10℃-36℃(例如，10℃-30℃，如10℃-20℃)的范围内，或者38℃-42℃(例如40℃-42℃)或40℃-45℃(例如，42℃-45℃)的范围内。相反，假设温度改变是改变肾神经对激发电流的响应性。例如，可能有利的是加热肾神经以便增加其对激发电流的响应性，并且从而增加上文描述的技术的“测试”步骤(即，其中在消融能量的施加之前施加非消融电流的一个或更多个施加的步骤)的灵敏度。因此，需要注意的是，对于一些应用，在消融之前执行肾神经的局部加热。相反，可以有利的是冷却肾神经以便降低响应性，从而降低测试过程中的背景“噪声”。
对于一些应用，上文描述的系统(例如，其体内装置)包含至少一个温度传感器，其配置成检测电极和/或周围组织的温度。例如，温度传感器可以有助于之前的段落中描述的动脉壁的温度的准确修改。作为替代或补充，温度传感器可以配置成监测消融本身过程中的组织和/或电极的温度升高。
如上所述，传感器26配置成检测对象的因子，如指示血压、心率(例如，心率变化性)和/或血流量的因子。因此，需要注意的是，在本申请中，在使用血压的地方可以使用一个或更多个其他因子代替。例如，在激发电流的施加开始之后，可以通过检测降低的心率变化性代替检测升高的血压来间接地检测增加的肾神经活动。
对于一些应用，传感器26可以不是体内的，而是体外的，并且控制单元32配置成例如通过与传感器接口或者简单地通过提供用于操作者输入检测值的用户接口来接收来自传感器的检测到的因子的值。对于一些这样的应用，传感器不设置为装置的部件，并且装置配置成从市售传感器接收值。
在本申请中描述了技术的步骤。一些这样的步骤被描述为由操作者(例如，操作医师)来执行。一些这样的步骤描述为由控制单元(例如，控制单元32)来执行，即自动地执行。图11示出了其中由操作者执行一些步骤并且由控制单元执行一些步骤的技术的实例。可以理解的是，对于一些应用，可以由操作者(例如，手动地)或者由控制单元(例如，自动地)执行本申请中描述的步骤。例如，对于一些应用，操作者可以将系统的血管内装置推进到动脉中并激活系统的控制单元，并且控制单元自动执行以下步骤中的一个或更多个步骤(根据上文描述的相应技术)：(1)驱动电极以施加非消融电流(例如，激发电流和/或阻断电流)的一个或更多个施加，(2)从传感器接收一个或更多个检测到的值(例如，通过操作传感器和/或给传感器供电)，(3)驱动消融单元以施加消融能量，和/或(4)至少部分地响应于检测到的值，选择下一步骤。
对于一些应用，可以使用超声来促进对血管(例如，到肾动脉)施加电流。例如，超声可以用于识别外膜和/或肾神经与血管的内腔之间的距离。作为替代或补充，超声可用于在神经中诱发动作电位(例如，以促进通过激发电流的动作电位的诱发，或者代替激发电流)。对于一些应用，这使用在以下参考文献中的一个或更多个中描述的设备和/或技术来执行，参考文献通过引用并入本文：
Mishelevich等人的美国专利申请公开2012-0283502；
Norton，Stephen J.″Can ultrasound be used to stimulate nerve tissue？.″Biomedical engineering online 2.1(2003)：6.；以及
Gavrilov，L.R.，E.M.Tsirulnikov，and I.ab I.Davies.″Application offocused ultrasound for the stimulation of neural structures.″Ultrasound inmedicine&biology22.2(1996)：179-192。
对于一些应用，超声用于在上文描述的电流和/或消融能量的一个或更多个施加之前、过程中和/或之后非消融性地升高动脉壁的温度。
在本申请(包括说明书和权利要求书)中，值之间的“差值为和/或“关系为可以包括算术减法，比值或值之间的差值或关系的任何其他表达。
可以理解的是，尽管术语“第一”，“第二”等在本文中可以用于描述各种元件，但是这些元件不应受这些术语限制。这些术语通常仅用于将一个元件与另一个元件区分开。因此，在不脱离本公开的教导的情况下，本文所讨论的“第一”元件(例如，第一电极单元)也可以被称为“第二为元件(例如，第二电极单元)。
一般地，本文描述为施加以刺激和/或消融肾神经的方法也可应用于其他神经，例如与以下关联的神经：肠系膜上静脉、胰十二指肠后静脉、胰十二指肠前静脉、胰十二指肠下静脉、中结肠静脉、右结肠静脉、回结肠静脉、盲肠前静脉、盲肠后静脉、肝门静脉，胰腺十二指肠后上静脉，幽门前静脉，胰腺十二指肠上前静脉，肝门静脉，胰腺十二指肠上后静脉，肠系膜上静脉，胰腺十二指肠上前静脉，胰腺十二指肠下前静脉，胰十二指肠下后静脉或血管化十二指肠的静脉。
通常，控制单元32可以具体化为单个控制单元32，或者协作地联网或集群的控制单元的集合。控制单元32通常是编程的数字计算设备装置，包括中央处理单元(centralprocessing unit，CPU)、随机存取存储器(random access memory，RAM)、非易失性次级存储器(non-volatile secondary storage)如硬盘驱动器或CD ROM驱动器、网络接口和/或外围设备。包括软件程序和/或数据的程序代码被加载到RAM中以由CPU来执行和处理，并且生成结果以用于显示，输出，传送或存储，如本领域中已知的。当被提供给控制单元时，这样的程序代码和/或数据产生被配置为执行本文描述的任务的机器或专用计算机。通常，控制单元32经由一个或更多个有线或无线连接来连接到一个或更多个传感器(例如，传感器26)。控制单元32通常配置成接收来自一个或更多个传感器的信号，并且如本文所描述的处理这些信号。
本领域技术人员应当理解，本发明不限于上文具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文描述的多种特征的组合和子组合，以及本领域的技术人员在阅读以上说明时能够想到的不属于现有技术的本发明的变化和修改。

Claims (43)

1.用于与在对象的肾动脉壁内纵向穿过的肾神经组织一起使用的设备，所述设备包含：
经血管导管，所述经血管导管配置成放置在所述肾动脉内；
一个或更多个刺激电极，所述一个或更多个刺激电极耦接到所述导管并且配置成通过使刺激电流穿过所述肾动脉壁来刺激所述组织；
传感器，所述传感器配置成在对所述组织的刺激开始之后感测所述对象的血压；以及
控制单元，所述控制单元配置成：
计算所感测的所述对象之血压的变化速率，
将所述变化速率与阈值进行比较，以及
响应于所述比较生成输出。
2.根据权利要求1所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算针对一次或更多次心搏之每次心搏的血压的变化速率来计算所感测的血压的变化速率。
3.根据权利要求2所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算针对所述一次或更多次心搏之每次心搏的血压的最大变化速率来计算针对所述一次或更多次心搏之每次心搏的所述血压的变化速率。
4.根据权利要求1所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算平均动脉压(MAP)的变化速率来计算所感测的血压的变化速率。
5.根据权利要求4所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算在所述刺激开始的十秒内开始的一段时间的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
6.根据权利要求4所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算在所述刺激开始的两分钟内结束的一段时间的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
7.根据权利要求4所述的设备，其中所述控制单元配置成通过计算直到所述刺激结束的平均动脉压的变化速率来计算所述平均动脉压的变化速率。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的设备，
其中所述控制单元还配置成通过计算在所述刺激电极对所述组织的第一刺激开始之后所感测的所述对象之血压的变化速率来计算所述阈值，并且
其中所述控制单元配置成：
计算在所述刺激电极对所述组织的第二刺激开始之后所感测的所述对象之血压的变化速率，
将所述变化速率与所述阈值进行比较，以及
响应于所述比较生成输出。
9.用于与在对象的肾动脉壁内纵向穿过的肾神经组织一起使用的方法，所述方法包括：
使用设置在所述肾动脉内的一个或更多个刺激电极，通过使刺激电流穿过所述肾动脉壁来刺激所述组织；
使用传感器在对所述组织的刺激开始之后感测所述对象之血压的变化速率；
响应于所述变化速率来决定是否消融所述组织；以及
响应于消融所述组织的决定来消融所述组织。
10.根据权利要求9所述的方法，其中感测所述血压的变化速率包括感测一次或更多次心搏期间相应的血压的变化速率，并且其中决定是否消融所述组织包括响应于所述相应的血压的变化速率来决定是否消融所述组织。
11.根据权利要求10所述的方法，其中感测所述一次或更多次心搏期间所述相应的血压的变化速率包括感测所述一次或更多次心搏期间相应的血压的最大变化速率，并且其中响应于所述相应的血压的变化速率来决定是否消融所述组织包括响应于所述相应的血压的最大变化速率来决定是否消融所述组织。
12.根据权利要求9所述的方法，其中感测所述血压的变化速率包括感测平均动脉压(MAP)的变化速率，并且其中决定是否消融所述组织包括响应于所述MAP的变化速率来决定是否消融所述组织。
13.根据权利要求12所述的方法，其中感测所述平均动脉压的变化速率包括感测在所述刺激开始的十秒内开始的一段时间的平均动脉压的变化速率。
14.根据权利要求12所述的方法，其中感测所述平均动脉压的变化速率包括感测在所述刺激开始的两分钟内结束的一段时间的平均动脉压的变化速率。
15.根据权利要求12所述的方法，其中感测所述平均动脉压的变化速率包括感测直到所述刺激结束的平均动脉压的变化速率。
16.根据权利要求9至15中任一项所述的方法，
其中刺激所述组织包括在第二刺激期间刺激所述组织，
其中所述方法还包括，在所述第二刺激之前：
在第一刺激期间，使用所述一个或更多个刺激电极通过使刺激电流穿过所述肾动脉壁来刺激所述组织；
在所述第一刺激开始之后，使用所述传感器来感测所述对象的血压的变化速率；以及
执行所述组织的第一消融，以及
其中决定是否消融所述组织包括响应于(i)所述第一刺激开始之后所述对象之血压的变化速率与(ii)所述第二刺激开始之后所述对象之血压的变化速率之间的差值来决定是否执行所述组织的第二消融。
17.根据权利要求9至15中任一项所述的方法，
其中刺激所述组织包括通过在多个部位中的每一个处使刺激电流穿过所述肾动脉壁来刺激所述组织，
其中感测所述血压的变化速率包括感测针对每个所述刺激的血压的变化速率，并且
其中决定是否消融所述组织包括响应于所感测的血压的变化速率来(a)决定在至少一个所述部位处消融所述组织，以及(b)决定在至少另一个所述部位处不消融所述组织。
18.根据权利要求17所述的方法，其中所述多个部位包括沿着所述肾动脉壁的多个纵向部位，并且其中在所述多个部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁包括在所述多个纵向部位处使所述相应的刺激电流穿过肾动脉壁。
19.根据权利要求17所述的方法，其中所述多个部位包括沿着所述肾动脉壁的多个圆周部位，并且其中在所述多个部位处使相应的刺激电流穿过肾动脉壁包括在所述多个圆周部位处使所述相应的刺激电流穿过肾动脉壁。
20.用于确定对象的神经与血管壁之间的近似距离的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的多个刺激电极；
将所述导管推进到所述血管内的位置；
对于所述多个电极对中的每一对：
在所述对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测所述对象对所述非消融电流的生理响应；以及
响应于所述感测来确定所述近似距离。
21.根据权利要求20所述的方法，其还包括响应于所述感测来确定所述神经相对于所述血管之圆周的角度位置。
22.根据权利要求20所述的方法，其中所述方法包括确定所述对象的肾神经与肾动脉壁之间的近似距离。
23.根据权利要求20所述的方法，其中感测所述生理响应包括感测所述对象之血压的变化。
24.根据权利要求20至23中任一项所述的方法，其还包括：
响应于所述近似距离来从多个不同的消融模态中选择消融模态；以及
使用所选消融模态来消融所述神经。
25.根据权利要求24所述的方法，其中选择所述消融模态包括从射频(RF)消融、超声消融、化学消融和冷冻消融中的至少两者中选择所述消融模态。
26.根据权利要求25所述的方法，其中选择所述消融模态包括从(a)RF消融和(b)不是RF消融的消融模态中选择所述消融模态。
27.根据权利要求26所述的方法，其还包括确定所述近似距离是否小于阈值，其中选择所述消融模态包括：
如果所述近似距离小于所述阈值，则选择RF消融；以及
如果所述近似距离不小于所述阈值，则选择不是RF消融的消融模态。
28.根据权利要求24所述的方法，其还包括确定所述近似距离是否大于阈值，
其中所选消融模态是RF消融，并且
其中消融所述神经包括：
如果所述近似距离大于所述阈值，则使用单极RF消融来消融所述神经，以及
如果所述近似距离不大于所述阈值，则使用双极RF消融来消融所述神经。
29.根据权利要求20至23中任一项所述的方法，其还包括：
响应于所述近似距离来设置消融信号的功率；以及
通过使所述消融信号穿过所述神经来消融所述神经。
30.根据权利要求20至23中任一项所述的方法，其还包括：
响应于所述近似距离来识别消融电极对；以及
通过在所述消融电极对之间驱动消融电流来消融所述神经。
31.根据权利要求30所述的方法，其中所述消融电极对中的每个电极也是所述刺激电极之一。
32.用于确定对象的神经与血管壁之间的近似距离的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的一个或更多个刺激电极；
将所述导管推进到所述血管内的位置；
使用所述电极中的至少一个电极来将多个非消融电流驱动到所述血管壁中，所述非消融电流具有彼此不同的相应大小；
使用生理传感器，感测所述对象对每个所述非消融电流的生理响应；以及
响应于所述感测来确定所述近似距离。
33.用于与在对象的血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的多个刺激电极；
将所述导管推进到所述血管内的位置；
对于所述多个电极对中的每一对：
在所述对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测所述对象对所述非消融电流的生理响应；
响应于所述感测来从多个不同的消融模态选择消融模态；以及
使用所选消融模态来消融所述神经。
34.用于与在对象的血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的多个刺激电极；
将所述导管推进到所述血管内的位置；
对于所述多个电极对中的每一对：
在所述对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测所述对象对所述非消融电流的生理响应；
响应于所述感测来设置消融信号的功率；以及
通过使所述消融信号穿过所述神经来消融所述神经。
35.用于与在对象的血管壁内纵向穿过的神经一起使用的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的多个刺激电极；
将导管推进到所述血管内的位置；
对于所述多个电极对中的每一对：
在所述对之间驱动非消融电流，以及
使用生理传感器，感测所述对象对所述非消融电流的生理响应；
响应于所述感测来识别消融电极对；以及
通过在所述消融电极对之间驱动消融电流来消融所述神经。
36.用于定位和消融在对象的血管壁内纵向穿过的神经的方法，所述方法包括：
提供经血管导管，所述经血管导管包含耦接到所述导管的多个刺激电极；
将所述导管移动到所述血管内的一个或更多个位置；
在所述一个或更多个位置中的每一个处：
使用所述刺激电极来将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到所述血管壁中，以及
使用生理传感器，感测所述对象对所述第一精确定位刺激电流的生理响应；
响应于相应的生理响应来将所述神经定位至第一精确度；
响应于将所述神经定位至所述第一精确度，使用所述刺激电极来将一个或更多个第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到血管壁中；
使用所述生理传感器，感测所述对象对每个所述第二精确定位刺激电流的集合的生理响应；
响应于所述对象对每个所述第二精确定位刺激电流的集合的生理响应，将所述神经定位至大于所述第一精确度的第二精确度；以及
响应于将所述神经定位至所述第二精确度来消融所述神经。
37.根据权利要求36所述的方法，其中所述方法包括：
将所述导管移动到所述血管内的第一位置；
使用所述刺激电极来在所述第一位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到所述血管壁中；
响应于在所述第一位置处感测所述对象对第一精确定位刺激电流的生理响应，将所述导管移动到所述血管内的第二位置；
使用刺激电极来在第二位置处将一个或更多个第一精确定位刺激电流驱动到血管壁中；以及
响应于在所述第二位置处感测所述对象对所述第一精确定位刺激电流的生理响应，通过识别所述神经相比于所述第一位置处更可能位于所述第二位置处来将神经定位至所述第一精确度。
38.根据权利要求36所述的方法，其中将所述第一精确定位刺激电流驱动到所述血管壁中包括在(a)所述刺激电极中的第一刺激电极与(b)与所述刺激电极中的所述第一刺激电极在纵向上分开的所述刺激电极中的第二刺激电极之间驱动所述第一精确定位刺激电流中的每一个。
39.根据权利要求36至38中任一项所述的方法，
其中将所述第一精确定位刺激电流驱动到所述血管壁中包括在沿着所述壁的圆周的多个位置处将多个第一精确定位刺激电流驱动到所述壁中，以使得所述第一精确定位刺激电流跨越所述壁之圆周的第一范围，并且
其中将所述第二精确定位刺激电流的所述一个或更多个集合驱动到所述血管壁中包括将每个所述第二精确定位刺激电流的集合驱动到血管壁中，以使得每个所述集合跨越小于所述第一范围的所述圆周的第二范围。
40.根据权利要求36至38中任一项所述的方法，其中将所述第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到所述血管壁中包括在(a)所述多个刺激电极中的一个刺激电极与(b)设置在所述对象的身体外部的电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。
41.根据权利要求36至38中任一项所述的方法，其中将所述第二精确定位刺激电流的一个或更多个集合驱动到所述血管壁中包括：
在第一位置处将所述集合中的第一集合驱动到所述血管壁中；以及
在与所述第一位置在纵向上分开的第二位置处将所述集合中的第二集合驱动到所述血管壁中。
42.根据权利要求41所述的方法，
其中在所述第一位置处将所述集合中的所述第一集合驱动到所述血管壁中包括在沿着所述导管在圆周方向上彼此分开的所述多个刺激电极中的两个刺激电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流，并且
其中在所述第二位置处将所述集合中的所述第二集合驱动到所述血管壁中包括在沿着所述导管在圆周方向上彼此分开的所述多个刺激电极中的另两个刺激电极之间驱动至少一个第二精确定位刺激电流。
43.用于与对象的肾神经一起使用的方法，所述神经神经支配所述对象的同侧肾，所述方法包括：
通过对所述神经施加激发电流的第一施加来在所述神经的第一部位处引发动作电位；
在所述第一施加开始后60秒内，测量所述对象的第一血压值；
在距离所述第一施加开始至少60秒之后，测量所述对象的第二血压值；
在施加所述激发电流的第一施加之后，对所述神经的第二部位施加消融能量的第一施加，所述第二部位与所述同侧肾之间的距离大于所述第一部位与所述同侧肾之间的距离；
在施加所述消融能量的第一施加之后，通过对所述神经施加激发电流的第二施加来在所述第一部位引发动作电位；
在所述激发电流的第二施加开始后60秒内，测量所述对象的第三血压值；
在距离所述激发电流的第二施加开始至少60秒之后，测量所述对象的第四血压值；以及
至少部分地依据(1)所述第一血压值与所述第二血压值之间的差值和(2)所述第三血压值与所述第四血压值之间的差值之间的关系来对所述神经施加消融能量的第二施加。
CN201580036850.XA 2014-05-07 2015-05-07 受控组织消融技术 Pending CN106659531A (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201461989741P 2014-05-07 2014-05-07
US61/989,741 2014-05-07
PCT/IB2015/053350 WO2015170281A1 (en) 2014-05-07 2015-05-07 Controlled tissue ablation techniques

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN106659531A true CN106659531A (zh) 2017-05-10

Family

ID=54392219

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201580036850.XA Pending CN106659531A (zh) 2014-05-07 2015-05-07 受控组织消融技术

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10478249B2 (zh)
EP (1) EP3139853B1 (zh)
CN (1) CN106659531A (zh)
WO (1) WO2015170281A1 (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020070727A3 (en) * 2018-10-06 2020-05-22 Symap Medical (Suzhou), Limited System and method for mapping functional nerves innervating wall of arteries, 3-d mapping and catheters for same
CN111989036A (zh) * 2018-02-09 2020-11-24 普雷西迪奥医学有限公司 用于心脏传导阻滞的系统和方法
CN113229925A (zh) * 2021-03-27 2021-08-10 方润医疗器械科技（上海）有限公司 一种基于髓核消融测压应用的消融方法
WO2022000178A1 (zh) * 2020-06-29 2022-01-06 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 电极导管系统
WO2023159678A1 (zh) * 2022-02-28 2023-08-31 深圳高性能医疗器械国家研究院有限公司 一种无创肾交感神经活性检测系统及方法
WO2023221710A1 (zh) * 2022-05-17 2023-11-23 上海鸿电医疗科技有限公司 智能神经消融装置和智能医疗系统

Families Citing this family (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7653438B2 (en) 2002-04-08 2010-01-26 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US11998266B2 (en) 2009-10-12 2024-06-04 Otsuka Medical Devices Co., Ltd Intravascular energy delivery
WO2012061153A1 (en) 2010-10-25 2012-05-10 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems and methods for evaluation and feedback of neuromodulation treatment
US8702619B2 (en) 2011-08-26 2014-04-22 Symap Holding Limited Mapping sympathetic nerve distribution for renal ablation and catheters for same
KR101862903B1 (ko) 2011-08-26 2018-05-30 사이맵 홀딩 리미티드 동맥벽 기능성 신경의 위치 확정과 식별에 사용하는 카테터 및 그 사용 방법
US9820811B2 (en) * 2011-08-26 2017-11-21 Symap Medical (Suzhou), Ltd System and method for mapping the functional nerves innervating the wall of arteries, 3-D mapping and catheters for same
SG11201402610QA (en) 2011-12-09 2014-10-30 Metavention Inc Therapeutic neuromodulation of the hepatic system
JP6195856B2 (ja) 2012-03-08 2017-09-13 メドトロニック アーディアン ルクセンブルク ソシエテ ア レスポンサビリテ リミテ 神経調節装置に関するバイオマーカーのサンプリングならびに関連システムおよび方法
CN107334525B (zh) 2012-11-05 2019-10-08 毕达哥拉斯医疗有限公司 受控组织消融
EP3003191A4 (en) 2013-06-05 2017-02-08 Metavention, Inc. Modulation of targeted nerve fibers
US9339332B2 (en) 2013-08-30 2016-05-17 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation catheters with nerve monitoring features for transmitting digital neural signals and associated systems and methods
US9326816B2 (en) 2013-08-30 2016-05-03 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation systems having nerve monitoring assemblies and associated devices, systems, and methods
US9999463B2 (en) 2014-04-14 2018-06-19 NeuroMedic, Inc. Monitoring nerve activity
US10610292B2 (en) 2014-04-25 2020-04-07 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems, and methods for monitoring and/or controlling deployment of a neuromodulation element within a body lumen and related technology
EP3139853B1 (en) 2014-05-07 2018-12-19 Pythagoras Medical Ltd. Controlled tissue ablation apparatus
US11154712B2 (en) 2014-08-28 2021-10-26 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for assessing efficacy of renal neuromodulation and associated systems and devices
EP4389044A2 (en) 2014-10-01 2024-06-26 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Systems and methods for evaluating neuromodulation therapy via hemodynamic responses
US10667736B2 (en) 2014-12-17 2020-06-02 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for assessing sympathetic nervous system tone for neuromodulation therapy
US10383685B2 (en) 2015-05-07 2019-08-20 Pythagoras Medical Ltd. Techniques for use with nerve tissue
US11026746B2 (en) 2015-05-12 2021-06-08 National University Of Ireland, Galway Devices for therapeutic nasal neuromodulation and associated methods and systems
US10362952B2 (en) * 2015-12-10 2019-07-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. Stabilized spine electrophysiologic catheter
US20170231547A1 (en) * 2016-02-12 2017-08-17 Incube Labs, Llc Apparatus and methods for screening patients for bladder control via pudendal nerve stimulation
CN108778394A (zh) * 2016-03-24 2018-11-09 波士顿科学医学有限公司 心脏导管上的区域性流量传感器
EP3457975A2 (en) 2016-05-18 2019-03-27 Pythagoras Medical Ltd. Helical catheter
US10524859B2 (en) 2016-06-07 2020-01-07 Metavention, Inc. Therapeutic tissue modulation devices and methods
US9913981B1 (en) * 2016-09-03 2018-03-13 Ohh-Med Medical Ltd. Methods and devices for treating erectile dysfunction
US20180250054A1 (en) 2017-03-06 2018-09-06 Pythagoras Medical Ltd. Ultrasound transucer with electrode feelers
US11633120B2 (en) 2018-09-04 2023-04-25 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for assessing efficacy of renal neuromodulation therapy
JP7479363B2 (ja) * 2018-10-26 2024-05-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 処置反応指数を決定するためのデバイス、該デバイスを備えるシステム、該デバイスを制御するためのコンピュータプログラム
US20200179043A1 (en) 2018-12-11 2020-06-11 Neurent Medical Limited Systems and methods for therapeutic nasal neuromodulation
TR201905834A2 (tr) * 2019-04-18 2019-05-21 Innowayrg Arastirma Gelistirme Ve Danismanlik Hizmetleri Sanayi Ve Ticaret Anonim Sirketi Hi̇pertansi̇yon ve hi̇potansi̇yon tedavi̇si̇ i̇çi̇n kalici veya geçi̇ci̇ kullanim amaçli peri̇renal aortada yerleşi̇mli̇ yeni̇ bi̇r nöromodülator stent yapilanmasi
US11896818B2 (en) 2020-04-09 2024-02-13 Neurent Medical Limited Systems and methods for therapeutic nasal treatment
WO2021205229A1 (en) 2020-04-09 2021-10-14 Neurent Medical Limited Systems and methods for improving sleep with therapeutic nasal treatment
US20230225791A1 (en) * 2022-01-18 2023-07-20 Koninklijke Philips N.V. Guided renal denervation using nerve stimulation with blood pressure and renal blood velocity measurements, and associated systems, device, and methods

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110306851A1 (en) * 2011-08-26 2011-12-15 Jie Wang Mapping sympathetic nerve distribution for renal ablation and catheters for same
EP2460486A1 (en) * 2010-12-06 2012-06-06 Biosense Webster, Inc. Treatment of atrial fibrillation using high-frequency pacing and ablation of renal nerves
WO2013030743A1 (en) * 2011-08-26 2013-03-07 Symap Medical Limited System and method for locating and identifying functional nerves innervating wall of arteries and catheters for same
CN103327921A (zh) * 2010-11-19 2013-09-25 波士顿科学西美德公司 肾神经检测以及消融装置和方法
CN103687550A (zh) * 2011-07-22 2014-03-26 皇家飞利浦有限公司 消融装置

Family Cites Families (286)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4106488A (en) 1974-08-20 1978-08-15 Robert Thomas Gordon Cancer treatment method
US4569836A (en) 1981-08-27 1986-02-11 Gordon Robert T Cancer treatment by intracellular hyperthermia
US4619247A (en) 1983-03-31 1986-10-28 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Catheter
US5251634A (en) 1991-05-03 1993-10-12 Cyberonics, Inc. Helical nerve electrode
US5215086A (en) 1991-05-03 1993-06-01 Cyberonics, Inc. Therapeutic treatment of migraine symptoms by stimulation
US6405732B1 (en) 1994-06-24 2002-06-18 Curon Medical, Inc. Method to treat gastric reflux via the detection and ablation of gastro-esophageal nerves and receptors
US5807285A (en) 1994-08-18 1998-09-15 Ethicon-Endo Surgery, Inc. Medical applications of ultrasonic energy
US5817022A (en) 1995-03-28 1998-10-06 Sonometrics Corporation System for displaying a 2-D ultrasound image within a 3-D viewing environment
US5735280A (en) 1995-05-02 1998-04-07 Heart Rhythm Technologies, Inc. Ultrasound energy delivery system and method
US5827216A (en) 1995-06-07 1998-10-27 Cormedics Corp. Method and apparatus for accessing the pericardial space
US5697377A (en) 1995-11-22 1997-12-16 Medtronic, Inc. Catheter mapping system and method
US7022105B1 (en) 1996-05-06 2006-04-04 Novasys Medical Inc. Treatment of tissue in sphincters, sinuses and orifices
US5776063A (en) 1996-09-30 1998-07-07 Molecular Biosystems, Inc. Analysis of ultrasound images in the presence of contrast agent
US7052493B2 (en) 1996-10-22 2006-05-30 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
US6719755B2 (en) 1996-10-22 2004-04-13 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
USRE40279E1 (en) 1997-06-26 2008-04-29 Sherwood Services Ag Method and system for neural tissue modification
US6117101A (en) 1997-07-08 2000-09-12 The Regents Of The University Of California Circumferential ablation device assembly
US6050943A (en) 1997-10-14 2000-04-18 Guided Therapy Systems, Inc. Imaging, therapy, and temperature monitoring ultrasonic system
DE19840405B4 (de) 1997-10-14 2005-06-02 Siemens Ag Vorrichtung zur Fixierung der weiblichen Brust bei medizintechnischen Anwendungen
US6246899B1 (en) 1997-10-20 2001-06-12 Irvine Biomedical, Inc. Ultrasound locating system having ablation capabilities
US6233477B1 (en) 1997-10-20 2001-05-15 Irvine Biomedical, Inc. Catheter system having controllable ultrasound locating means
CN1058905C (zh) 1998-01-25 2000-11-29 重庆海扶(Hifu)技术有限公司 高强度聚焦超声肿瘤扫描治疗系统
US6447505B2 (en) 1998-02-11 2002-09-10 Cosman Company, Inc. Balloon catheter method for intra-urethral radio-frequency urethral enlargement
AU6165298A (en) 1998-02-17 1999-08-30 Stereotaxis, Inc. Method of and apparatus for navigating medical devices in body lumens
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
US6064902A (en) 1998-04-16 2000-05-16 C.R. Bard, Inc. Pulmonary vein ablation catheter
US6241727B1 (en) 1998-05-27 2001-06-05 Irvine Biomedical, Inc. Ablation catheter system having circular lesion capabilities
US7974696B1 (en) 1998-08-05 2011-07-05 Dilorenzo Biomedical, Llc Closed-loop autonomic neuromodulation for optimal control of neurological and metabolic disease
US6725083B1 (en) 1999-02-02 2004-04-20 Senorx, Inc. Tissue site markers for in VIVO imaging
US6425877B1 (en) 1999-04-02 2002-07-30 Novasys Medical, Inc. Treatment of tissue in the digestive circulatory respiratory urinary and reproductive systems
US6341236B1 (en) 1999-04-30 2002-01-22 Ivan Osorio Vagal nerve stimulation techniques for treatment of epileptic seizures
US6692490B1 (en) 1999-05-18 2004-02-17 Novasys Medical, Inc. Treatment of urinary incontinence and other disorders by application of energy and drugs
US6440077B1 (en) 1999-06-02 2002-08-27 Matthew T. Jung Apparatus and method for the intravascular ultrasound-guided placement of a vena cava filter
US20010007940A1 (en) 1999-06-21 2001-07-12 Hosheng Tu Medical device having ultrasound imaging and therapeutic means
EP1207788A4 (en) 1999-07-19 2009-12-09 St Jude Medical Atrial Fibrill FABRIC ABLATION TECHNIQUES AND CORRESPONDING DEVICE
CA2388376A1 (en) 1999-09-08 2001-03-15 Curon Medical, Inc. Systems and methods for monitoring and controlling use of medical devices
US7510536B2 (en) 1999-09-17 2009-03-31 University Of Washington Ultrasound guided high intensity focused ultrasound treatment of nerves
US6660013B2 (en) 1999-10-05 2003-12-09 Omnisonics Medical Technologies, Inc. Apparatus for removing plaque from blood vessels using ultrasonic energy
AUPQ420599A0 (en) 1999-11-24 1999-12-16 Duncan Campbell Patents Pty Ltd Method and apparatus for determining cardiac output or total peripheral resistance
US6241710B1 (en) 1999-12-20 2001-06-05 Tricardia Llc Hypodermic needle with weeping tip and method of use
US7706882B2 (en) 2000-01-19 2010-04-27 Medtronic, Inc. Methods of using high intensity focused ultrasound to form an ablated tissue area
US6361500B1 (en) 2000-02-07 2002-03-26 Scimed Life Systems, Inc. Three transducer catheter
CA2399570C (en) 2000-03-24 2009-02-10 Transurgical, Inc. Apparatus and method for intrabody thermal treatment
US6610713B2 (en) 2000-05-23 2003-08-26 North Shore - Long Island Jewish Research Institute Inhibition of inflammatory cytokine production by cholinergic agonists and vagus nerve stimulation
US6526318B1 (en) 2000-06-16 2003-02-25 Mehdi M. Ansarinia Stimulation method for the sphenopalatine ganglia, sphenopalatine nerve, or vidian nerve for treatment of medical conditions
US6635054B2 (en) 2000-07-13 2003-10-21 Transurgical, Inc. Thermal treatment methods and apparatus with focused energy application
EP2430998A3 (en) 2000-07-13 2014-01-22 ReCor Medical, Inc. Ultrasonic emitter configured to receive a liquid
US6699241B2 (en) 2000-08-11 2004-03-02 Northeastern University Wide-aperture catheter-based microwave cardiac ablation antenna
US8086314B1 (en) 2000-09-27 2011-12-27 Cvrx, Inc. Devices and methods for cardiovascular reflex control
US6522926B1 (en) 2000-09-27 2003-02-18 Cvrx, Inc. Devices and methods for cardiovascular reflex control
US7840271B2 (en) 2000-09-27 2010-11-23 Cvrx, Inc. Stimulus regimens for cardiovascular reflex control
US6845267B2 (en) 2000-09-28 2005-01-18 Advanced Bionics Corporation Systems and methods for modulation of circulatory perfusion by electrical and/or drug stimulation
US6641579B1 (en) 2000-09-29 2003-11-04 Spectrasonics Imaging, Inc. Apparatus and method for ablating cardiac tissue
US6740040B1 (en) 2001-01-30 2004-05-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ultrasound energy driven intraventricular catheter to treat ischemia
US6659950B2 (en) 2001-03-02 2003-12-09 Syde Taheri Percutaneous epicardial injection
US6699243B2 (en) 2001-09-19 2004-03-02 Curon Medical, Inc. Devices, systems and methods for treating tissue regions of the body
US6497704B2 (en) 2001-04-04 2002-12-24 Moshe Ein-Gal Electrosurgical apparatus
US6684105B2 (en) 2001-08-31 2004-01-27 Biocontrol Medical, Ltd. Treatment of disorders by unidirectional nerve stimulation
US20020173688A1 (en) 2001-05-15 2002-11-21 Chen Peter Cheng Ultrasonic treatment device and methods thereof
US6763722B2 (en) 2001-07-13 2004-07-20 Transurgical, Inc. Ultrasonic transducers
JP2003033365A (ja) 2001-07-23 2003-02-04 Hitachi Ltd 超音波治療装置
US20070162085A1 (en) 2001-07-23 2007-07-12 Dilorenzo Biomedical, Llc Method, apparatus, surgical technique, and stimulation parameters for autonomic neuromodulation for the treatment of obesity
US20090118780A1 (en) 2001-07-23 2009-05-07 Dilorenzo Daniel John Method and apparatus for conformal electrodes for autonomic neuromodulation for the treatment of obesity and other conditions
US20030069569A1 (en) 2001-08-29 2003-04-10 Burdette Everette C. Ultrasound device for treatment of intervertebral disc tissue
US7778703B2 (en) 2001-08-31 2010-08-17 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Selective nerve fiber stimulation for treating heart conditions
US8974446B2 (en) 2001-10-11 2015-03-10 St. Jude Medical, Inc. Ultrasound ablation apparatus with discrete staggered ablation zones
WO2003059437A2 (en) 2002-01-15 2003-07-24 The Regents Of The University Of California System and method providing directional ultrasound therapy to skeletal joints
US7048756B2 (en) 2002-01-18 2006-05-23 Apasara Medical Corporation System, method and apparatus for evaluating tissue temperature
US6736835B2 (en) 2002-03-21 2004-05-18 Depuy Acromed, Inc. Early intervention spinal treatment methods and devices for use therein
US20030187371A1 (en) 2002-03-27 2003-10-02 Insightec-Txsonics Ltd. Systems and methods for enhanced focused ultrasound ablation using microbubbles
US7653438B2 (en) 2002-04-08 2010-01-26 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US8774913B2 (en) 2002-04-08 2014-07-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and apparatus for intravasculary-induced neuromodulation
US7617005B2 (en) 2002-04-08 2009-11-10 Ardian, Inc. Methods and apparatus for thermally-induced 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
US8145316B2 (en) 2002-04-08 2012-03-27 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US8347891B2 (en) 2002-04-08 2013-01-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and apparatus for performing a non-continuous circumferential treatment of a body lumen
US20070135875A1 (en) 2002-04-08 2007-06-14 Ardian, Inc. Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation
US8150519B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
US20110207758A1 (en) 2003-04-08 2011-08-25 Medtronic Vascular, Inc. Methods for Therapeutic Renal Denervation
US8131371B2 (en) 2002-04-08 2012-03-06 Ardian, Inc. Methods and apparatus for monopolar renal neuromodulation
US8145317B2 (en) 2002-04-08 2012-03-27 Ardian, Inc. Methods for renal neuromodulation
US20070129761A1 (en) 2002-04-08 2007-06-07 Ardian, Inc. Methods for treating heart arrhythmia
US6978174B2 (en) 2002-04-08 2005-12-20 Ardian, Inc. Methods and devices for renal nerve blocking
US8150520B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods for catheter-based renal denervation
US7853333B2 (en) 2002-04-08 2010-12-14 Ardian, Inc. Methods and apparatus for multi-vessel renal neuromodulation
US7162303B2 (en) 2002-04-08 2007-01-09 Ardian, Inc. Renal nerve stimulation method and apparatus for treatment of patients
US20050065553A1 (en) 2003-06-13 2005-03-24 Omry Ben Ezra Applications of vagal stimulation
WO2003101287A2 (en) 2002-05-30 2003-12-11 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Apparatus and method for coronary sinus access
EP1545314B1 (en) 2002-07-08 2016-09-07 Koninklijke Philips N.V. Cardiac ablation using microbubbles
US20040034339A1 (en) 2002-08-16 2004-02-19 The Regents Of The University Of California Device for improved visualization of operative sites during surgery
US7493154B2 (en) 2002-10-23 2009-02-17 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for locating body vessels and occlusions in body vessels
JP2006509547A (ja) 2002-12-11 2006-03-23 プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド 血液動態パラメータをモニタリングおよび治療する方法およびシステム
US7201749B2 (en) 2003-02-19 2007-04-10 Biosense, Inc. Externally-applied high intensity focused ultrasound (HIFU) for pulmonary vein isolation
US20040162507A1 (en) 2003-02-19 2004-08-19 Assaf Govari Externally-applied high intensity focused ultrasound (HIFU) for therapeutic treatment
US7430449B2 (en) 2003-03-14 2008-09-30 Endovx, Inc. Methods and apparatus for testing disruption of a vagal nerve
US7684865B2 (en) 2003-03-14 2010-03-23 Endovx, Inc. Methods and apparatus for treatment of obesity
US7149574B2 (en) 2003-06-09 2006-12-12 Palo Alto Investors Treatment of conditions through electrical modulation of the autonomic nervous system
US7311701B2 (en) 2003-06-10 2007-12-25 Cierra, Inc. Methods and apparatus for non-invasively treating atrial fibrillation using high intensity focused ultrasound
US7037306B2 (en) 2003-06-30 2006-05-02 Ethicon, Inc. System for creating linear lesions for the treatment of atrial fibrillation
US7662099B2 (en) 2003-06-30 2010-02-16 Ethicon, Inc. Method and instrumentation to sense thermal lesion formation by ultrasound imaging
US20050020921A1 (en) 2003-07-10 2005-01-27 Tpg Applied Technology Ultrasonic sensor garment for breast tumor
US8602974B2 (en) 2003-08-13 2013-12-10 G.I. View Ltd. Gastrointestinal tool over guiding element
US7787946B2 (en) 2003-08-18 2010-08-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Patient monitoring, diagnosis, and/or therapy systems and methods
US20050165298A1 (en) 2003-09-04 2005-07-28 Crum, Kaminski & Larson, Llc Treatment of cardiac tissue following myocardial infarction utilizing high intensity focused ultrasound
US20050080469A1 (en) 2003-09-04 2005-04-14 Larson Eugene A. Treatment of cardiac arrhythmia utilizing ultrasound
US7480532B2 (en) 2003-10-22 2009-01-20 Cvrx, Inc. Baroreflex activation for pain control, sedation and sleep
US20070133849A1 (en) 2003-11-14 2007-06-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and apparatus for visualisation of a tubular structure
US8211017B2 (en) 2003-12-16 2012-07-03 University Of Washington Image guided high intensity focused ultrasound treatment of nerves
US20050203410A1 (en) 2004-02-27 2005-09-15 Ep Medsystems, Inc. Methods and systems for ultrasound imaging of the heart from the pericardium
EP1742700A4 (en) 2004-03-02 2008-05-28 Cvrx Inc EXTERNAL ACTIVATION OF BAROREFLEX
WO2005087128A1 (en) 2004-03-05 2005-09-22 Hansen Medical, Inc. Robotic catheter system
US20060004422A1 (en) 2004-03-11 2006-01-05 Dirk De Ridder Electrical stimulation system and method for stimulating tissue in the brain to treat a neurological condition
US7854733B2 (en) 2004-03-24 2010-12-21 Biosense Webster, Inc. Phased-array for tissue treatment
JP4792467B2 (ja) 2004-10-14 2011-10-12 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 超音波撮像を伴う融除装置および方法
US20060155269A1 (en) 2005-01-12 2006-07-13 Prorhythm, Inc. Epicardial ablation using focused ultrasound
US7226440B2 (en) 2005-01-31 2007-06-05 G & L Consulting, Llc Method and device for accessing a pericardial space
US7553284B2 (en) 2005-02-02 2009-06-30 Vaitekunas Jeffrey J Focused ultrasound for pain reduction
US7860555B2 (en) 2005-02-02 2010-12-28 Voyage Medical, Inc. Tissue visualization and manipulation system
US8050746B2 (en) 2005-02-02 2011-11-01 Voyage Medical, Inc. Tissue visualization device and method variations
US20070060954A1 (en) 2005-02-25 2007-03-15 Tracy Cameron Method of using spinal cord stimulation to treat neurological disorders or conditions
US20060241523A1 (en) 2005-04-12 2006-10-26 Prorhythm, Inc. Ultrasound generating method, apparatus and probe
US7406351B2 (en) 2005-04-28 2008-07-29 Medtronic, Inc. Activity sensing for stimulator control
US9861836B2 (en) 2005-06-16 2018-01-09 Biosense Webster, Inc. Less invasive methods for ablation of fat pads
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
EP1921976A2 (en) 2005-08-12 2008-05-21 University of Washington Method and apparatus for preparing organs and tissues for laparoscopic surgery
AU2006282799B2 (en) 2005-08-26 2012-11-29 Healthpartners Research & Education Methods for treatment of headaches by administration of oxytocin
US8140170B2 (en) 2005-09-12 2012-03-20 The Cleveland Clinic Foundation Method and apparatus for renal neuromodulation
US20070167913A1 (en) 2005-10-11 2007-07-19 Flowmedica, Inc. Vascular sheath with variable lumen construction
US10716749B2 (en) 2005-11-03 2020-07-21 Palo Alto Investors Methods and compositions for treating a renal disease condition in a subject
US10362959B2 (en) 2005-12-06 2019-07-30 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing the proximity of an electrode to tissue in a body
US20080058702A1 (en) 2005-12-12 2008-03-06 Cook Critical Care Incorporated Continuous nerve block assembly
WO2007075593A1 (en) 2005-12-20 2007-07-05 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and method for modulating the baroreflex system
US20070191906A1 (en) 2006-02-13 2007-08-16 Anand Iyer Method and apparatus for selective nerve stimulation
US20090048514A1 (en) 2006-03-09 2009-02-19 Slender Medical Ltd. Device for ultrasound monitored tissue treatment
US7828734B2 (en) 2006-03-09 2010-11-09 Slender Medical Ltd. Device for ultrasound monitored tissue treatment
US20110251524A1 (en) 2006-03-09 2011-10-13 Slender Medical, Ltd. Device for ultrasound treatment and monitoring tissue treatment
US9107798B2 (en) 2006-03-09 2015-08-18 Slender Medical Ltd. Method and system for lipolysis and body contouring
US8454588B2 (en) 2006-03-17 2013-06-04 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method and apparatus to prevent esophageal damage
US7950397B2 (en) 2006-05-12 2011-05-31 Vytronus, Inc. Method for ablating body tissue
WO2007140331A2 (en) 2006-05-25 2007-12-06 Medtronic, Inc. Methods of using high intensity focused ultrasound to form an ablated tissue area containing a plurality of lesions
US20070282376A1 (en) 2006-06-06 2007-12-06 Shuros Allan C Method and apparatus for neural stimulation via the lymphatic system
ATE494040T1 (de) 2006-06-28 2011-01-15 Ardian Inc Systeme für wärmeinduzierte renale neuromodulation
US20080071173A1 (en) 2006-09-18 2008-03-20 Aldrich William N Visualizing Formation of Ablation Lesions
US8403858B2 (en) 2006-10-12 2013-03-26 Perceptive Navigation Llc Image guided catheters and methods of use
US20080140180A1 (en) 2006-12-07 2008-06-12 Medtronic Vascular, Inc. Vascular Position Locating Apparatus and Method
US20080208305A1 (en) 2007-01-17 2008-08-28 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and methods for treating pulmonary conditions
US20080288017A1 (en) 2007-02-27 2008-11-20 Cvrx, Inc. External Baroreflex Activation
US20100105993A1 (en) 2007-05-23 2010-04-29 Ic Therapeutics, Inc. Methods and apparatus for noninvasive ischemic conditioning
US8983609B2 (en) 2007-05-30 2015-03-17 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and method for treating pulmonary conditions
US20080312521A1 (en) 2007-06-14 2008-12-18 Solomon Edward G System and method for determining electrode-tissue contact using phase difference
US8630704B2 (en) 2007-06-25 2014-01-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Neural stimulation with respiratory rhythm management
WO2009018393A2 (en) 2007-07-31 2009-02-05 Neostim, Inc. Device and method for treating hypertension via non-invasive neuromodulation
US8391970B2 (en) 2007-08-27 2013-03-05 The Feinstein Institute For Medical Research Devices and methods for inhibiting granulocyte activation by neural stimulation
US20090062790A1 (en) 2007-08-31 2009-03-05 Voyage Medical, Inc. Direct visualization bipolar ablation systems
US10035027B2 (en) 2007-10-31 2018-07-31 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Device and method for ultrasonic neuromodulation via stereotactic frame based technique
EP2254462B1 (en) 2007-11-12 2015-05-20 Daniel J. Dilorenzo Apparatus for programming of autonomic neuromodulation for the treatment of obesity
US8170659B2 (en) 2007-12-05 2012-05-01 The Invention Science Fund I, Llc Method for thermal modulation of neural activity
US8155744B2 (en) 2007-12-13 2012-04-10 The Cleveland Clinic Foundation Neuromodulatory methods for treating pulmonary disorders
US20100305392A1 (en) 2008-01-31 2010-12-02 Enopace Biomedical Ltd. Thoracic aorta and vagus nerve stimulation
JP5153892B2 (ja) 2008-02-07 2013-02-27 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 無線組織電気刺激
US8287458B2 (en) * 2008-04-25 2012-10-16 Pacesetter, Inc. Coronary venous system pressure sensing
US20100004704A1 (en) 2008-05-02 2010-01-07 The Cleveland Clinic Foundation Method for treating a cardiac rhythm disturbance
US20100137949A1 (en) 2008-05-27 2010-06-03 The Cleveland Clinic Foundation Bifurcated electrical lead and method of use
US9603674B2 (en) 2008-05-30 2017-03-28 The Regents Of The University Of California Method to protect the esophagus and other mediastinal structures during cardiac and thoracic interventions
US9248318B2 (en) 2008-08-06 2016-02-02 Mirabilis Medica Inc. Optimization and feedback control of HIFU power deposition through the analysis of detected signal characteristics
US8768469B2 (en) 2008-08-08 2014-07-01 Enteromedics Inc. Systems for regulation of blood pressure and heart rate
WO2010029555A1 (en) 2008-09-12 2010-03-18 Slender Medical, Ltd. Virtual ultrasonic scissors
US8414508B2 (en) 2008-10-30 2013-04-09 Vytronus, Inc. System and method for delivery of energy to tissue while compensating for collateral tissue
WO2013049601A2 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Covidien Lp Energy delivery device and methods of use
US9468364B2 (en) 2008-11-14 2016-10-18 Intuitive Surgical Operations, Inc. Intravascular catheter with hood and image processing systems
CN102307618B (zh) 2008-12-09 2014-03-12 内费拉有限公司 泌尿系统的刺激
US9352174B2 (en) 2008-12-30 2016-05-31 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Ablation system with blood leakage minimization and tissue protective capabilities
US8652129B2 (en) 2008-12-31 2014-02-18 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Apparatus, systems, and methods for achieving intravascular, thermally-induced renal neuromodulation
US20100168739A1 (en) 2008-12-31 2010-07-01 Ardian, Inc. Apparatus, systems, and methods for achieving intravascular, thermally-induced renal neuromodulation
US20100217369A1 (en) 2009-01-07 2010-08-26 Raibow Medical Ltd. Hat for hair loss treatment
US20100268297A1 (en) 2009-02-24 2010-10-21 Hans Neisz Duodenal Stimulation To Induce Satiety
WO2010144419A2 (en) 2009-06-08 2010-12-16 Surgivision, Inc. Mri-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of flexible intrabody devices in near real time
WO2011024159A2 (en) 2009-08-24 2011-03-03 Refael Hof Phase-change and shape-change materials
US20110118600A1 (en) 2009-11-16 2011-05-19 Michael Gertner External Autonomic Modulation
US9174065B2 (en) 2009-10-12 2015-11-03 Kona Medical, Inc. Energetic modulation of nerves
US8295912B2 (en) 2009-10-12 2012-10-23 Kona Medical, Inc. Method and system to inhibit a function of a nerve traveling with an artery
US20110092880A1 (en) 2009-10-12 2011-04-21 Michael Gertner Energetic modulation of nerves
US9408549B2 (en) 2009-11-03 2016-08-09 Vivaquant Llc Detecting fiducial points in physiological signals
US20110112400A1 (en) 2009-11-06 2011-05-12 Ardian, Inc. High intensity focused ultrasound catheter apparatuses, systems, and methods for renal neuromodulation
US20110112394A1 (en) 2009-11-11 2011-05-12 Mishelevich David J Neuromodulation of deep-brain targets using focused ultrasound
US8911439B2 (en) 2009-11-11 2014-12-16 Holaira, Inc. Non-invasive and minimally invasive denervation methods and systems for performing the same
US20120283502A1 (en) 2011-03-21 2012-11-08 Mishelevich David J Ultrasound neuromodulation treatment of depression and bipolar disorder
US8454589B2 (en) 2009-11-20 2013-06-04 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing effective delivery of ablation therapy
US20110264116A1 (en) 2009-12-31 2011-10-27 Gordon Kocur Compressive Denervation Apparatus for Innervated Renal Vasculature
US20110184322A1 (en) 2010-01-22 2011-07-28 Slender Medical Ltd. Method and device for treatment of keloids and hypertrophic scars using focused ultrasound
CN105640501A (zh) 2010-01-26 2016-06-08 迈克尔·A·埃文斯 用于去神经支配的方法、装置以及药剂
EP2531098B1 (en) 2010-02-02 2020-07-15 C.R. Bard, Inc. Apparatus and method for catheter navigation and tip location
US20110208173A1 (en) 2010-02-24 2011-08-25 Medtronic Vascular, Inc. Methods for Treating sleep apnea via renal Denervation
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
US20110257641A1 (en) 2010-04-14 2011-10-20 Roger Hastings Phototherapy for renal denervation
WO2011130534A2 (en) 2010-04-14 2011-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal artery denervation apparatus employing helical shaping arrangement
US8870863B2 (en) 2010-04-26 2014-10-28 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses, systems, and methods for renal neuromodulation
US9242122B2 (en) 2010-05-14 2016-01-26 Liat Tsoref Reflectance-facilitated ultrasound treatment and monitoring
US8617150B2 (en) 2010-05-14 2013-12-31 Liat Tsoref Reflectance-facilitated ultrasound treatment
US8956346B2 (en) 2010-05-14 2015-02-17 Rainbow Medical, Ltd. Reflectance-facilitated ultrasound treatment and monitoring
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
EP2595541B1 (en) 2010-07-19 2020-09-30 Koninklijke Philips N.V. Adaptive roadmapping
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US20120029512A1 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Willard Martin R Balloon with surface electrodes and integral cooling for renal nerve ablation
US20120029505A1 (en) 2010-07-30 2012-02-02 Jenson Mark L Self-Leveling Electrode Sets for Renal Nerve Ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
CN107349009B (zh) 2010-08-05 2020-06-26 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于肾神经调制的低温消融装置、系统及方法
US9566456B2 (en) 2010-10-18 2017-02-14 CardioSonic Ltd. Ultrasound transceiver and cooling thereof
EP2629682A1 (en) 2010-10-18 2013-08-28 Cardiosonic Ltd. Separation device for ultrasound element
US9028417B2 (en) 2010-10-18 2015-05-12 CardioSonic Ltd. Ultrasound emission element
US20130204242A1 (en) 2010-10-18 2013-08-08 CardioSonic Ltd. Ultrasound transceiver and control of a thermal damage process
US8585601B2 (en) 2010-10-18 2013-11-19 CardioSonic Ltd. Ultrasound transducer
WO2012054762A2 (en) 2010-10-20 2012-04-26 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses having expandable mesh structures for renal neuromodulation and associated systems and methods
WO2012061153A1 (en) 2010-10-25 2012-05-10 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems and methods for evaluation and feedback of neuromodulation treatment
JP2013540563A (ja) 2010-10-25 2013-11-07 メドトロニック アーディアン ルクセンブルク ソシエテ ア レスポンサビリテ リミテ 腎臓神経調節のための多電極アレイを有するカテーテル装置、ならびに関連するシステムおよび方法
EP2640274B1 (en) 2010-11-18 2016-03-30 Koninklijke Philips N.V. Interference reduction and signal to noise ratio improvement for ultrasound cardiac ablation monitoring
US8992519B2 (en) 2010-11-23 2015-03-31 Boston Scientific Scime, Inc. Inverted balloon RF ablation catheter and method
US20120157992A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Scott Smith Off-wall electrode device for renal nerve ablation
US20120150049A1 (en) 2010-12-09 2012-06-14 Medtronic, Inc. Impedance measurement to monitor organ perfusion or hemodynamic status
CN106264720A (zh) 2010-12-28 2017-01-04 西比姆公司 用于患者的交感再平衡的方法
US20120191083A1 (en) 2011-01-20 2012-07-26 Hansen Medical, Inc. System and method for endoluminal and translumenal therapy
US9265557B2 (en) 2011-01-31 2016-02-23 Medtronic Ablation Frontiers Llc Multi frequency and multi polarity complex impedance measurements to assess ablation lesions
EP2680923A4 (en) 2011-03-04 2016-08-03 Rainbow Medical Ltd TISSUE TREATMENT AND MONITORING THROUGH THE USE OF ENERGY
WO2012122157A1 (en) 2011-03-07 2012-09-13 Tidal Wave Technology, Inc. Radiofrequency ablation catheter device
US20120290024A1 (en) 2011-05-11 2012-11-15 St. Jude Medical, Inc. Transvenous renal nerve modulation for treatment of hypertension, cardiovascular disorders, and chronic renal diseases
US8909316B2 (en) 2011-05-18 2014-12-09 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Apparatus and method of assessing transvascular denervation
US20120296240A1 (en) 2011-05-20 2012-11-22 Slender Medical Ltd. Ultrasound eye bag treatment
US9427579B2 (en) 2011-09-29 2016-08-30 Pacesetter, Inc. System and method for performing renal denervation verification
CN104125799A (zh) 2011-11-07 2014-10-29 美敦力阿迪安卢森堡有限责任公司 血管内神经监测装置及相关的系统和方法
SG11201402610QA (en) 2011-12-09 2014-10-30 Metavention Inc Therapeutic neuromodulation of the hepatic system
CN104254291B (zh) 2011-12-23 2018-02-13 维西克斯血管公司 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
WO2013111136A2 (en) 2012-01-25 2013-08-01 CardioSonic Ltd. Selective reduction of nerve activity
SG11201406006XA (en) 2012-01-26 2014-11-27 Autonomix Medical Inc Controlled sympathectomy and micro-ablation systems and methods
US9649064B2 (en) 2012-01-26 2017-05-16 Autonomix Medical, Inc. Controlled sympathectomy and micro-ablation systems and methods
CN104244851A (zh) 2012-02-14 2014-12-24 瑞博医疗器械集团 反射促进的超声治疗和监视
US20130218029A1 (en) 2012-02-16 2013-08-22 Pacesetter, Inc. System and method for assessing renal artery nerve density
WO2013136321A1 (en) 2012-03-15 2013-09-19 Flip Technologies Limited A balloon catheter and a system and a method for determining the distance of a site in a human or animal body from a datum location
US20130303876A1 (en) 2012-03-28 2013-11-14 Mark Gelfand Carotid body modulation planning and assessment
US11000205B2 (en) 2012-04-05 2021-05-11 Bard Access Systems, Inc. Devices and systems for navigation and positioning a central venous catheter within a patient
US9439598B2 (en) 2012-04-12 2016-09-13 NeuroMedic, Inc. Mapping and ablation of nerves within arteries and tissues
US10357304B2 (en) 2012-04-18 2019-07-23 CardioSonic Ltd. Tissue treatment
WO2013157009A2 (en) 2012-04-18 2013-10-24 CardioSonic Ltd. Tissue treatment
CN107693114A (zh) 2012-04-24 2018-02-16 西比姆公司 用于颈动脉体摘除的血管内导管和方法
US20130289369A1 (en) 2012-04-27 2013-10-31 Volcano Corporation Methods and Apparatus for Renal Neuromodulation
US20130331813A1 (en) 2012-05-02 2013-12-12 Enigma Medical, Inc. System and method of trans-abdominal pre-aortic ganglion ablation
CA3158197A1 (en) 2012-05-29 2013-12-05 Autonomix Medical, Inc. Endoscopic sympathectomy systems and methods
US11357447B2 (en) 2012-05-31 2022-06-14 Sonivie Ltd. Method and/or apparatus for measuring renal denervation effectiveness
US9402677B2 (en) 2012-06-01 2016-08-02 Cibiem, Inc. Methods and devices for cryogenic carotid body ablation
EP2854681A4 (en) 2012-06-01 2016-02-17 Cibiem Inc PERCUTANEOUS METHODS AND DEVICES FOR CAROTIDE BODY ABLATION
US10206616B2 (en) 2012-06-14 2019-02-19 Autonomix Medical, Inc. Devices, systems, and methods for diagnosis and treatment of overactive bladder
US9955946B2 (en) 2014-03-12 2018-05-01 Cibiem, Inc. Carotid body ablation with a transvenous ultrasound imaging and ablation catheter
WO2014005155A1 (en) 2012-06-30 2014-01-03 Cibiem, Inc. Carotid body ablation via directed energy
US20140018788A1 (en) 2012-07-04 2014-01-16 Zoar Jacob ENGELMAN Devices and Systems for Carotid Body Ablation
US9381063B2 (en) 2012-07-13 2016-07-05 Magnetecs Inc. Method and apparatus for magnetically guided catheter for renal denervation employing MOSFET sensor array
CN103284693B (zh) * 2012-08-24 2014-12-24 苏州信迈医疗器械有限公司 一种能够定位和识别血管壁内或外膜上神经的仪器及使用方法
EP2914328A1 (en) 2012-11-02 2015-09-09 Vessix Vascular, Inc. Flex circuit/balloon assemblies utilizing textured surfaces for enhanced bonding
US9770593B2 (en) 2012-11-05 2017-09-26 Pythagoras Medical Ltd. Patient selection using a transluminally-applied electric current
CN107334525B (zh) 2012-11-05 2019-10-08 毕达哥拉斯医疗有限公司 受控组织消融
SG11201503472PA (en) 2012-11-05 2015-05-28 Autonomix Medical Inc Systems, methods, and devices for monitoring and treatment of tissues within and/or through a lumen wall
EP2928399A4 (en) 2012-12-09 2016-08-24 Autonomix Medical Inc REGULATION OF ORGAN AND TUMOR GROWTH RATES, FUNCTION AND DEVELOPMENT
AU2013377909B2 (en) 2013-02-05 2018-11-15 Vivaquant Llc Detecting fiducial points in physiological signals
WO2014130954A1 (en) 2013-02-22 2014-08-28 Cibiem, Inc. Endovascular catheters for trans-superficial temporal artery transmural carotid body modulation
US10638939B2 (en) 2013-03-12 2020-05-05 Philips Image Guided Therapy Corporation Systems and methods for diagnosing coronary microvascular disease
CN105188550B (zh) 2013-03-12 2020-06-09 光学实验室成像公司 血管数据处理和图像配准系统、方法及装置
JP6339170B2 (ja) 2013-03-13 2018-06-06 ジンヒョン パーク 回転式血管内超音波装置から画像を生成するためのシステム及び方法
US20160000499A1 (en) 2013-03-15 2016-01-07 Cibiem, Inc. Endovascular catheters for carotid body ablation utilizing an ionic liquid stream
US9610444B2 (en) 2013-03-15 2017-04-04 Pacesetter, Inc. Erythropoeitin production by electrical stimulation
US9179973B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Feedback systems and methods for renal denervation utilizing balloon catheter
SG11201507936UA (en) 2013-03-27 2015-10-29 Autonomix Medical Inc Neurological traffic and receptor evaluation and modification: systems and methods
EP2999411B1 (en) 2013-05-23 2020-10-07 Cardiosonic Ltd. Devices for renal denervation and assessment thereof
EP3003191A4 (en) 2013-06-05 2017-02-08 Metavention, Inc. Modulation of targeted nerve fibers
US10143419B2 (en) 2013-10-15 2018-12-04 Autonomix Medical, Inc. Systems and methods for treating cancer and/or augmenting organ function
US20150148601A1 (en) 2013-11-26 2015-05-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheters with indented markers
WO2015138225A1 (en) 2014-03-10 2015-09-17 Mayo Foundation For Medical Education And Research Hemodynamic measurement devices and techniques
US9999463B2 (en) 2014-04-14 2018-06-19 NeuroMedic, Inc. Monitoring nerve activity
US20170027460A1 (en) 2015-07-29 2017-02-02 NeuroMedic, Inc. Intraluminal microneurography probe
EP3139853B1 (en) 2014-05-07 2018-12-19 Pythagoras Medical Ltd. Controlled tissue ablation apparatus
US20150327924A1 (en) 2014-05-16 2015-11-19 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems, devices, and methods for modulating renal nerve tissue
SG10201804399QA (en) 2014-08-01 2018-06-28 Tricord Holdings Llc Modular physiologic monitoring systems, kits, and methods
US10231778B2 (en) 2014-10-20 2019-03-19 Biosense Webster (Israel) Ltd. Methods for contemporaneous assessment of renal denervation
US10383685B2 (en) 2015-05-07 2019-08-20 Pythagoras Medical Ltd. Techniques for use with nerve tissue
US20170007157A1 (en) 2015-07-08 2017-01-12 Rainbow Medical Ltd. Electrical-signal-based electrode-tissue contact detection
US20170172651A1 (en) 2015-12-17 2017-06-22 Rainbow Medical Ltd. Transluminal electrode catheters

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103327921A (zh) * 2010-11-19 2013-09-25 波士顿科学西美德公司 肾神经检测以及消融装置和方法
EP2460486A1 (en) * 2010-12-06 2012-06-06 Biosense Webster, Inc. Treatment of atrial fibrillation using high-frequency pacing and ablation of renal nerves
CN103687550A (zh) * 2011-07-22 2014-03-26 皇家飞利浦有限公司 消融装置
US20110306851A1 (en) * 2011-08-26 2011-12-15 Jie Wang Mapping sympathetic nerve distribution for renal ablation and catheters for same
WO2013030743A1 (en) * 2011-08-26 2013-03-07 Symap Medical Limited System and method for locating and identifying functional nerves innervating wall of arteries and catheters for same

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111989036A (zh) * 2018-02-09 2020-11-24 普雷西迪奥医学有限公司 用于心脏传导阻滞的系统和方法
WO2020070727A3 (en) * 2018-10-06 2020-05-22 Symap Medical (Suzhou), Limited System and method for mapping functional nerves innervating wall of arteries, 3-d mapping and catheters for same
AU2019353889B2 (en) * 2018-10-06 2020-08-13 Symap Medical (Suzhou), Limited System and method for mapping functional nerves innervating wall of arteries, 3-D mapping and catheters for same
CN113164127A (zh) * 2018-10-06 2021-07-23 苏州信迈医疗器械有限公司 用于标测支配动脉壁功能性神经的系统和方法以及可实现相同功能的3d标测法和导管
US11832965B2 (en) 2018-10-06 2023-12-05 Symap Medical (Suzhou), Limited System and method for mapping the functional nerves innervating the wall of arteries, 3-D mapping and catheters for same
CN113164127B (zh) * 2018-10-06 2024-07-16 苏州信迈医疗科技股份有限公司 用于标测支配动脉壁功能性神经的系统和方法以及可实现相同功能的3d标测法和导管
WO2022000178A1 (zh) * 2020-06-29 2022-01-06 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 电极导管系统
CN113229925A (zh) * 2021-03-27 2021-08-10 方润医疗器械科技（上海）有限公司 一种基于髓核消融测压应用的消融方法
WO2023159678A1 (zh) * 2022-02-28 2023-08-31 深圳高性能医疗器械国家研究院有限公司 一种无创肾交感神经活性检测系统及方法
WO2023221710A1 (zh) * 2022-05-17 2023-11-23 上海鸿电医疗科技有限公司 智能神经消融装置和智能医疗系统

Also Published As

Publication number Publication date
WO2015170281A1 (en) 2015-11-12
US20170215950A1 (en) 2017-08-03
US10478249B2 (en) 2019-11-19
EP3139853B1 (en) 2018-12-19
EP3139853A1 (en) 2017-03-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN106659531A (zh) 受控组织消融技术
CN104902836B (zh) 受控组织消融
CN105473090B (zh) 重建身体通道的组织或邻近身体通道的组织的方法及装置
CN104254291B (zh) 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
CN105228546B (zh) 利用阻抗补偿的用于治疗高血压的医疗器械和方法
US20180177549A1 (en) Aorticorenal ganglion detection
US9931047B2 (en) Neuromodulation catheters with nerve monitoring features for transmitting digital neural signals and associated systems and methods
CN103385754B (zh) 用于治疗高血压的在下腔静脉和/或腹主动脉中或附近的消融目标神经
CN104602754B (zh) 受控的交感神经切除术以及微‑消融系统和方法
US20160287114A1 (en) Neuromodulation systems having nerve monitoring assemblies and associated devices, systems, and methods
CN107635496A (zh) 用于交流心脏不可逆电穿孔的非对称平衡波形
CN105520780A (zh) 用于同时评估肾去神经的方法
CN110114025A (zh) 用于使用计算流体动力学优化血管周围神经调节治疗的方法和系统
CN107072707B (zh) 多极同步肺动脉射频消融导管
TW201328743A (zh) 血管腔內神經監視裝置及相關系統和方法
CN107080561A (zh) 用于神经调节的设备、系统和方法
CN112055569A (zh) 多电极导管
CN111511302A (zh) 用于具有增强的神经靶向的神经调节的系统、设备以及相关联的方法
CN116209406A (zh) 不可逆电穿孔单次心脏消融的电场应用
CN111867508A (zh) 用于评估肾神经调节治疗的功效的系统、设备和方法

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20170510

WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication