JP2019518519A - 複数の圧力センサーを使用して脈波伝播速度を決定するための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

腎動脈中の脈波伝播速度決定のためのデバイス、システム及び方法が開示される。血管内システムが、可撓性細長部材上に一定の距離をおいて配設された２つ又はそれ以上のセンサーとともに含まれる。センサーは、異なる時間に、腎動脈を通って移動する脈波に関連する圧力測定値を受信するように構成される。この時間差と５つのセンサー間の距離とが、脈波伝播速度を計算するために使用される。

Description

本開示の実施形態は、一般に医療デバイスの分野に関し、より詳細には、脈波伝播速度を決定するためのデバイス、システム、及び方法に関する。

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

血圧は、身体内の電気的力と、機械的力と、ホルモン力との複雑な相互作用によって制御される。血圧制御の主要な電気的構成要素は、意識的制御なしに動作する、身体の自律神経系の一部である、交感神経系（ＳＮＳ）である。交感神経系は、各々が身体の血圧の調節において重要な役割を果たす、脳と、心臓と、腎臓と、末梢血管とを結合する。脳は、主に電気的役割を果たし、入力を処理し、信号をＳＮＳの残部に送る。心臓は、主として機械的役割を果たし、より速くより強く鼓動することによって血圧を上げ、より遅くあまり力強くなく鼓動することによって血圧を下げる。血管も、機械的役割を果たし、拡張すること（血圧を下げる）又は収縮すること（血圧を上げる）のいずれかによって、血圧に影響を及ぼす。

腎臓における血圧の重要性は、腎臓が果たす中心的な電気的、機械的、及びホルモン的役割により、増大される。例えば、腎臓は、圧力増加の必要又は圧力低下の必要をＳＮＳを通してシグナリングすること（電気的）によって、血液を濾過し、身体内の流体の量を制御すること（機械的）によって、並びに心臓血管ホメオスタシスを維持するために心臓及び血管の活動に影響を及ぼす重要なホルモンを放出すること（ホルモン的）によって、血圧に影響を及ぼす。腎臓は、ＳＮＳからの電気信号を送信及び受信し、それにより、血圧制御に関係する他の器官に影響を及ぼす。腎臓は、主に脳からＳＮＳ信号を受信し、それらのＳＮＳ信号は、腎臓の機械的機能及びホルモン的機能を部分的に制御する。同時に、腎臓はまた、ＳＮＳの残部に信号を送信し、それらの信号は、交感神経系におけるすべての他の器官の交感神経活性化のレベルを高め、交感神経系における電気信号と、対応する血圧効果とを効果的に増幅する。機械的観点から、腎臓は血液中の水及びナトリウムの量を制御することを担当し、循環系内の流体の量に直接影響を及ぼす。腎臓が、身体があまりに多くの流体を保持することを可能にした場合、追加された流体ボリュームが血圧を上げる。最後に、腎臓は、レニンを含む血圧調整ホルモン、レニン−アンジオテンシン−アルドステロン系（ＲＡＡＳ）を介して事象のカスケードを活性化する酵素を生成する。血管収縮と、高い心拍数と、流体保持とを含むこのカスケードは、交感神経刺激によって誘発される。ＲＡＡＳは、非高血圧患者では正常に動作するが、高血圧患者の間では過活動になることがある。腎臓は、他の組織、特に血管、心臓、及び腎臓に有毒である高い交感神経活性化に応答して、サイトカイン及び他の神経ホルモンをも生成する。したがって、腎臓の過活動交感神経刺激は、慢性高血圧によって引き起こされる器官損傷の大部分に対して責任を負う。

したがって、腎臓の過活動交感神経刺激は、高血圧、ＣＨＦ、ＣＲＦ、及び他の心腎病の進行において重要な役割を果たす。心不全及び高血圧症状は、腎臓の異常に高い交感神経活性化をしばしば生じ、心臓血管損傷の悪循環を作り出す。腎交感神経活動の増加は、身体からの水及びナトリウムの除去の減少、並びにレニンの分泌の増加につながり、これは、腎臓に供給する血管の血管収縮につながる。腎臓血管構造の血管収縮は腎臓血流の減少を引き起こし、これにより、腎臓は、脳に求心性ＳＮＳ信号を送り、末梢血管収縮を誘発し、患者の高血圧を増加させる。例えば、腎臓ニューロモデュレーション又は腎神経叢の除神経を介した、交感腎神経活動の低減が、これらのプロセスを反転させる。

腎交感神経活動の結果を制御するための取り組みは、中枢性交感神経遮断薬、（ＲＡＡＳを遮断することを意図した）アンジオテンシン変換酵素阻害薬及び受容体遮断薬、（ナトリウム及び水の腎交感神経仲介保持に対抗することを意図した）利尿薬、並びに（レニン放出を低減することを意図した）ベータ遮断薬など、薬物療法の管理を含む。現在の薬理学的戦略は、制限付き有効性、適合問題、副作用を含む、大きな限界を有する。述べられたように、腎除神経は、抵抗性高血圧のための処置オプションである。しかしながら、腎除神経の有効性は、患者間で極めて変動する。最近の研究は、主腎動脈内の圧力／流量脈拍の速度（脈波伝播速度又はＰＷＶ）が腎除神経の成果を示すことを示している。抵抗性高血圧をもつ患者におけるＰＷＶは、極めて高く（例えば、２０ｍ／ｓ超に）なり、これは、比較的短い腎動脈（例えば、長さが５〜８ｃｍ）中のＰＷＶを決定することを困難にする。

既存の処置は、概して、それらの意図された目的のために十分であったが、それらは、あらゆる点において完全に満足がいくとは限らなかった。本開示のデバイス、システム及び関連する方法は、従来技術の短所のうちの１つ又は複数を克服する。

ＵＳ２０１０／０１１３９４９ Ａ１は、血管内細長医療デバイスを使用した、身体ルーメン内を伝搬する脈波の速度の測定のためのシステム及び方法を開示する。細長医療デバイスは、ルーメン内のロケーションにおいて脈波データを収集するように構成されたデータ収集デバイスを含むことができる。データ収集デバイスは、速度測定システムに通信可能に結合され、収集されたデータを速度測定システムに出力するように構成される。速度測定システムは、収集データに基づいて脈波の速度を計算するように構成される。

ＷＯ９９／３４７２４ Ａ２は、臨床診断及び処置の改善のために管状壁性質を決定するためのデバイス及び方法に関する。有利には、管状壁の伸展性と適合とに対応する管状壁特性が記録される。より詳細には、文献は、血管の圧力波速度（ＰＷＶ）の定量決定を提供し、それにより、（とりわけ）、動脈瘤、血管の障害部及び非障害部のヤング率、伸展性、適合、並びに反射係数を特徴づける。

Ｙ．Ｃ．Ｃｈｉｕら、「Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｕｌｓｅ ｗａｖｅ ｖｅｌｏｃｉｔｉｅｓ」、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ｊｏｕｒｎａｌ、Ｖｏｌ．１２１、Ｎｏ．５、１９９１年５月１日は、侵襲性圧力決定並びに非侵襲性圧力決定における脈波伝播速度の決定における４つのコンピュータ化アルゴリズムの有効性を調査するように設計された研究に関して報告する。

ＵＳ２０１４／００１２１３３ Ａ１は、時間とともに、腎動脈中の１つ又は複数の選択されたロケーションにおける動脈壁移動、動脈血流量、動脈血流速、血圧及び動脈直径のうちの少なくとも１つを追跡するステップと、追跡するステップによって取得された結果に従って腎除神経処置の有効性を査定するステップとを有する、除神経処置の有効性を決定するための方法を開示する。

Ｐ．Ｌｕｒｚら、「Ａｏｒｔｉｃ ｐｕｌｓｅ ｗａｖｅ ｖｅｌｏｃｉｔｙ ａｓ ａ ｍａｒｋｅｒ ｆｏｒ ａｒｔｅｒｉａｌ ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ ｐｒｅｄｉｃｔｓ ｏｕｔｃｏｍｅ ｏｆ ｒｅｎａｌ ｓｙｍｐａｔｈｅｔｉｃ ｄｅｎｅｒｖａｔｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｍａｉｎｓ ｕｎａｆｆｅｃｔｅｄ ｂｙ ｔｈｅ ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ」、Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｈｅａｒｔ Ｊｏｕｒｎａｌ、Ｖｏｌ．３６、Ｎｏ． Ｓｕｐｐｌ．１、２０１５年８月１日は、抵抗性動脈高血圧のための腎交感神経除神経（ＲＳＤ）の後の血圧（ＢＰ）変化に関する、大動脈脈波伝播速度（ＰＷＶ）によって査定される、ベースライン動脈スチフネスの影響、並びに大動脈スチフネスの増加を少なくとも部分的に反転させるためのＲＳＤの可能性を査定する。

本開示は、脈波伝播速度（ＰＷＶ）として知られる生理的量の計算について説明する。ＰＷＶは、心臓ポンピングの結果として患者の血管を通る血液の圧力／流量波を表す。最近の研究は、腎臓に血液を供給する動脈である、腎動脈内のＰＷＶが、腎除神経として知られる治療が患者において成功するかどうかを示すことを示している。高血圧を処置するために、腎除神経がしばしば使用される。本明細書でより詳細に説明されるように、血管内の圧力の測定値に基づいて、ＰＷＶが計算され得る。２つ又はそれ以上のセンサーが、血管内に配置された可撓性細長部材に、知られている距離をおいて取り付けられ得る。センサーは、異なる時間に、管を通って移動する血液脈に関連する圧力を測定する。この時間差とセンサー間の距離とが、脈波伝播速度を計算するために使用される。患者についての計算されたＰＷＶは、次いで、患者が処置の良好な候補であるかどうかを決定するために使用され得る。例えば、ＰＷＶ測定結果は、処置を実行する前に、ＰＷＶに基づいて腎除神経の有効性を予測することによって、腎除神経のための患者層別化を実行するために使用され得る。

一実施形態では、血管中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定のための装置が提供される。本装置は、血管内に配置されるように構成された血管内デバイスであって、血管内デバイスは、近位部分及び遠位部分を有する可撓性細長部材と、可撓性細長部材の遠位部分に結合された第１の圧力センサーと、第２の圧力センサーであって、第１の圧力センサーが第１のロケーションにおいて血管内の圧力を監視するように構成され、第２の圧力センサーが、第１のロケーションから離間した第２のロケーションにおいて血管内の圧力を監視するように構成されるように、可撓性細長部材の長さに沿って第１の圧力センサーから第１の距離だけ離間した位置において可撓性細長部材の遠位部分に結合された第２の圧力センサーとを備える、血管内デバイスと、血管内デバイスと通信している処理システムであって、処理システムは、第１の圧力センサーによって血管内の第１のロケーションにおいて圧力を監視することに関連する第１の圧力データを受信することと、第２の圧力センサーによって血管内の第２のロケーションにおいて圧力を監視することに関連する第２の圧力データを受信することと、受信された第１の圧力データと第２の圧力データとに基づいて、血管内の流体の脈波伝播速度を決定することとを行うように構成された処理システムとを備える。管は腎動脈であり、第１の圧力センサー及び第２の圧力センサーのサンプリング周波数は１０ｋＨｚ以上であり、より好ましくは、２０ｋＨｚ以上であり、最も好ましくは、４０ｋＨｚ以上である。

一実施形態では、血管中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定する方法が識別される。本方法は、第１の圧力センサーを用いて血管内の第１のロケーションにおいて圧力を監視するステップと、第２の圧力センサーを用いて血管内の第２のロケーションにおいて圧力を監視するステップであって、第２のロケーションが、管の長さに沿って第１のロケーションから第１の距離だけ離間した、監視するステップと、第１の圧力センサーによって血管内の第１のロケーションにおいて圧力を監視するステップに関連する第１の圧力データを受信するステップと、第２の圧力センサーによって血管内の第２のロケーションにおいて圧力を監視することに関連する第２の圧力データを受信するステップと、受信された第１の圧力データと第２の圧力データとに基づいて、血管内の流体の脈波伝播速度を決定するステップとを有する。管は腎動脈であり、第１の圧力センサー及び第２の圧力センサーのサンプリング周波数は１０ｋＨｚ以上であり、より好ましくは、２０ｋＨｚ以上であり、最も好ましくは、４０ｋＨｚ以上である。

上記の概略的な説明と以下の発明を実施するための形態との両方が、本質的に例示的及び説明的であり、本開示の範囲を限定することなしに、本開示の理解を与えるものであることを理解されたい。その点において、本開示の追加の態様、特徴及び利点は、以下の発明を実施するための形態から、当業者に明らかになろう。

添付の図面は、本明細書で開示されるデバイス及び方法の実施形態を示し、説明とともに本開示の原理について説明するように働く。

例示的な血管内システムの図式の概略図である。 別の例示的な血管内システムの図式の概略図である。 腎臓解剖学的構造内に配置された血管内デバイスを示す概略図である。 血管を通って進行する脈波に関連する圧力測定値のグラフである。 第１の時間における血管経路内の圧力曲線を示すグラフと組み合わせられた、血管内の例示的な血管内デバイスの図式の概略図である。 第２の時間における血管内の圧力曲線を示すグラフと組み合わせられた、図５Ａの例示的な血管内デバイスの図式の概略図である。 血管内の２つの異なるロケーションにおける、血管を通って進行する脈波に関連する２つの圧力測定値の比較を示す図である。 血管内の圧力曲線を示すグラフと組み合わせられた、分岐した血管内の例示的な血管内デバイスの図式の概略図である。 脈波伝播速度を計算する方法を示すフローチャートである。 脈波伝播速度を計算する別の方法を示すフローチャートである。 脈波伝播速度を計算する別の方法を示すフローチャートである。

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

本開示は、一般に、腎除神経処置より前に主腎動脈中の脈波伝播速度を決定及び測定するためのデバイス、システム、及び方法に関する。主腎動脈内の圧力／流量脈拍の速度（脈波伝播速度又はＰＷＶ）は腎除神経の成果の予測である。ＰＷＶは、抵抗性高血圧患者において極めて高くなり、これは、比較的短い腎動脈中のＰＷＶの正確な測定を実行することを極めて困難にする。ＰＷＶを決定するための１つの方法は、無反射期間（例えば、心収縮初期）中の血管内の同時圧力及び流速測定値からＰＷＶを計算するために「ウォーターハンマー」式を利用することによるものである。

又は、代替的に、この無反射期間が使用され得ない場合、全心周期にわたる合計によってＰＷＶを決定する以下の関係式が使用される。

ここで、ρは血液密度であり、Ｐ及びＵは、それぞれ圧力及び速度である。述べられたように、腎除神経は、抵抗性高血圧のための処置オプションである。この処置が有益である患者の選択は、これまで、限られた成功を収めてきた。しかしながら、最近の研究は、主腎動脈前処置内の圧力／流量脈拍の速度（脈波伝播速度又はＰＷＶ）が腎除神経処置の成果の予測であることを示している。いくつかの事例では、本開示の実施形態は、腎動脈除神経のための患者の層別化のために腎動脈の脈波伝播速度測定を実行するように構成される。腎交感神経活動は、高血圧、心不全、及び／又は慢性腎不全の症状を悪化させる。特に、高血圧は、４つの機構、すなわち、（１）増加した血管抵抗、（２）増加した心拍数、１回拍出量及び心拍出量、（３）血管筋欠陥、並びに／又は（４）腎臓によるナトリウム保持及びレニン分泌のいずれかによって刺激される、増加した交感神経系活動に関係付けられてきた。特にこの第４の機構に関して、腎交感神経系の刺激は、腎機能及びホメオスタシスの維持に影響を及ぼす。例えば、遠心性腎交感神経活動の増加が、増加した腎臓血管抵抗、レニン分泌、及びナトリウム保持を生じ、それらのすべては高血圧を悪化させる。一例として、血管内加熱又は血管内冷却のいずれかによるサーマルニューロモデュレーションは、腎動脈を囲み腎臓を神経支配する遠心性及び／又は求心性交感神経神経線維を腎除神経を介して無効化することによって、腎交感神経活動を減少させ、腎除神経は、交感神経系（ＳＮＳ）内に少なくとも部分的伝導ブロックを作り出すために、ＳＮＳ内の腎神経を選択的に無効化することに関与する。

いくつかの形態の腎臓損傷又はストレスは、（例えば、腎臓から脳又は他方の腎臓への）腎臓求心性信号の活性化を誘起する。例えば、腎臓虚血、１回拍出量又は腎臓血流の低減が、腎求心性神経活動の活性化を誘発する。増加した腎求心性神経活動は、増加した全身的交感神経活性化と、血管の末梢血管収縮（狭窄）とを生じる。増加した血管収縮は、血管の増加した抵抗を生じ、これは高血圧を生じる。（例えば、脳から腎臓への）増加した腎遠心性神経活動は、更に増加した求心性腎神経活動及びＲＡＡＳカスケードの活性化を生じ、レニンの増加した分泌と、ナトリウム保持と、流体保持と、血管収縮を介した低減した腎臓血流とを誘起する。ＲＡＡＳカスケードも、血管の全身的血管収縮の一因となり、それにより高血圧を悪化させる。更に、高血圧は、しばしば、腎臓に供給する血管の血管収縮及びアテローム硬化性狭窄につながり、これは、腎臓低灌流を引き起こし、増加した腎求心性神経活動を誘発する。組み合わせて、要因のこのサイクルは、流体保持及び心臓に対する増加した作業負荷を生じ、したがって、患者の更なる心臓血管及び心腎劣化の一因となる。

腎臓に入る電気信号（遠心性交感神経活動）と腎臓から出る電気信号（求心性交感神経活動）の両方に影響を及ぼす腎除神経は、腎臓自体の機械的活動及びホルモン活動、並びにＳＮＳの残部の電気的活性化に影響を与える。腎臓への遠心性交感神経活動を遮断することは、流体及び塩類保持を反転（ナトリウム排泄増加及び利尿を増大）させ、それによって、心臓に対する流体ボリューム及び機械的負荷を低下させ、不適切なレニン分泌を低減し、それによって、有害なホルモンＲＡＡＳカスケードを阻止することによって、高血圧及び関係する心臓血管疾患を緩和する。

腎臓から脳への求心性交感神経活動を遮断することによって、腎除神経は、全ＳＮＳの活性化のレベルを低下させる。したがって、腎除神経はまた、心臓及び血管など、交感神経系の他の要素の電気的刺激を減少させ、それによって、追加の抗高血圧効果を生じる。更に、腎神経を遮断することは、血管、腎臓、及び心臓に有害である、サイトカイン及びホルモンのレベルを低下させるので、それは、慢性の交感神経過活動によって損傷された器官に対しても有益な効果を有する。

更に、腎除神経は、過活動ＳＮＳ活動を低減するので、腎除神経は、高血圧に関係するいくつかの他の病状の処置において有益である。増加したＳＮＳ活動によって特徴づけられるこれらの症状は、左室肥大、慢性腎臓病、慢性心不全、インスリン抵抗性（糖尿病及びメタボリックシンドローム）、心腎症候群、骨粗しょう症、並びに心臓突然死を含む。例えば、腎除神経の他の利益は、理論的には、インスリン抵抗性の低減、中枢性睡眠時無呼吸の低減、心不全における運動筋肉への灌流の改善、左室肥大の低減、心房細動をもつ患者における心室拍動数の低減、致死不整脈の排除、及び慢性腎臓病における腎機能の劣化の減速を含む。その上、高血圧を伴って又は伴わずに存在する様々な病態における腎交感神経緊張の慢性的上昇は、明白な腎不全及び最終段階腎臓病の進行において役割を果たす。求心性腎交感神経信号の低減は、全身的交感神経刺激の低減に寄与するので、腎除神経は、交感神経によって神経支配された他の器官にも利益を与える。したがって、腎除神経はまた、様々な病状を、高血圧に直接関連しない病状でも、緩和する。

本明細書で説明されるデバイス、システム、及び方法は、腎動脈中のＰＷＶの決定を可能にする。特に、腎動脈中の局所ＰＷＶ値の正確な決定は、患者における腎除神経の効果と、この手順がおそらく有益である患者の選択とを予測するために使用される。

ＰＷＶは、抵抗性高血圧を処置する際の腎除神経の成果の予測である。本明細書で説明されるように、コンピューティングデバイスは、計算されたＰＷＶをディスプレイに出力することができる。臨床医は、ＰＷＶを考慮に入れて、患者に腎除神経手順を推奨すべきかどうかなど、治療及び／又は診断決定を行う。いくつかの事例では、コンピュータシステムは、ＰＷＶ及び／又は他の患者データに基づいて、治療推奨又は成功可能性予測を決定し、ディスプレイに出力することができる。すなわち、コンピュータシステムは、どの患者が腎除神経から利益を得る可能性が高いか、及び／又はどの患者が腎除神経から利益を得る可能性が低いかを識別するために、ＰＷＶを利用する。

図１は、本開示のいくつかの実施形態による、例示的な血管内システム１００の図式の概略図である。層別化システムと呼ばれることがある血管内システム１００は、処置目的のための患者層別化のために血管８０（例えば、動脈、静脈など）中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定を実行するように構成される。例えば、腎動脈中のＰＷＶ決定は、患者が腎動脈除神経に好適であるかどうかを決定するために利用される。血管内システム１００は、血管８０内に配置される血管内デバイス１１０と、インターフェースモジュール１２０と、少なくとも１つのプロセッサ１４０と少なくとも１つのメモリ１５０とを備える処理システム１３０と、ディスプレイ１６０とを備える。

いくつかの実施形態では、システム１００は、身体部分内の血管８０中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定を実行するように構成される。血管内システム１００は、ＰＷＶが処置目的のための患者層別化のために使用されるという点で、層別化システムと呼ばれることがある。例えば、腎動脈中のＰＷＶ決定は、患者が腎動脈除神経に好適であるかどうかを決定するために利用される。ＰＷＶ決定に基づいて、血管内システム１００は、１人又は複数の患者を、腎除神経の予測された治療利益の様々な程度にそれぞれ関連するグループに分類するために使用される。任意の好適な数のグループ又はカテゴリーが企図される。例えば、グループは、それぞれ、ＰＷＶに基づいて腎除神経からの治療利益の低い可能性、中程度の可能性、及び／又は高い可能性をもつ患者のためのグループを含む。層別化又は分類に基づいて、システム１００は、１人又は複数の患者が腎除神経のための好適な候補である程度を推奨することができる。

血管８０は、流体で満たされた又は囲まれた構造を表し、自然及び人工の両方である。血管８０は、患者の身体内にある。血管８０は、心臓血管構造、末梢血管構造、神経血管構造、腎臓血管構造を含む、患者の血管系の動脈又は静脈としての血管、及び／又は身体内の任意の他の好適なルーメンである。例えば、血管内デバイス１１０は、限定はしないが、肝臓、心臓、腎臓、胆嚢、膵臓、肺を含む器官と、導管と、腸と、脳、硬膜嚢、脊髄及び末梢神経を含む神経系構造と、尿路と、心臓内の弁、心臓の室又は他の部分、及び／或いは身体の他の系とを含む、任意の数の解剖学的ロケーション及び組織タイプを検査するために使用される。自然構造に加えて、血管内デバイス１１０は、限定はしないが、心臓弁、ステント、シャント、フィルタ及び他のデバイスなどの人工構造を検査するために使用される。血管８０の壁は、血管８０内を流体が通って流れるルーメン８２を画定する。

血管８０は、身体部分内に位置する。血管８０が腎動脈であるとき、患者身体部分は、腹部、腰部領域、及び／又は胸部領域を含む。概して、血管８０は、頭、首、胸、腹部、腕、鼠径部、脚などを含む、患者身体の任意の部分内に位置する。

いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、カテーテル、ガイドワイヤ、又はガイドカテーテルなどの可撓性細長部材１７０、或いは患者の血管８０に挿入される他の長く、薄い可撓性の構造を備える。いくつかの実施形態では、血管８０は、図３に示されている腎動脈８１である。本開示の血管内デバイス１１０の図示された実施形態は、血管内デバイス１１０の外径を画定する、円形断面輪郭をもつ円筒形輪郭を有するが、他の事例では、血管内デバイスの全部又は一部分が、他の幾何学的断面輪郭（例えば、卵形、矩形、正方形、楕円など）又は非幾何学的断面輪郭を有する。いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、他の計器を受容及び／又は案内するためにそれの長さの全部又は一部分に沿って延びるルーメンを備えても備えなくてもよい。血管内デバイス１１０がルーメンを備える場合、ルーメンは、血管内デバイス１１０の断面輪郭の中心と合わせられるか又はずらされる。

血管内デバイス１１０、又はそれの様々な構成要素は、非限定的な例として、プラスチック、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリエーテルブロックアミド（ＰＥＢＡＸ）、熱可塑性物質、ポリイミド、シリコーン、エラストマー、ステンレス鋼、チタン、ニチノールなどの形状記憶合金など、金属、及び／又は他の生物学的に適合性がある材料を含む、様々な材料から製造される。加えて、血管内デバイスは、カテーテル、ガイドワイヤ、カテーテル及びガイドワイヤの組合せなどを含む、様々な長さ、直径、寸法、及び形状で製造される。例えば、いくつかの実施形態では、可撓性細長部材１７０は、約１１５ｃｍ〜１５５ｃｍに及ぶ長さを有するように製造される。特定の一実施形態では、可撓性細長部材１７０は、約１３５ｃｍの長さを有するように製造される。いくつかの実施形態では、可撓性細長部材１７０は、約０．３５ｍｍ〜２．６７ｍｍ（１Ｆｒ〜８Ｆｒ）に及ぶ外側横断寸法又は直径を有するように製造される。一実施形態では、可撓性細長部材１７０は、２ｍｍ（６Ｆｒ）以下の横断寸法を有するように製造され、それにより、血管内デバイス１１０が患者の腎臓血管構造への挿入のために構成されることを可能にする。これらの例は、説明の目的で与えられるにすぎず、限定するものではない。概して、血管内デバイス１１０は、血管８０の圧力及び断面積が血管８０内から監視されるように、血管内デバイス１１０が患者の血管構造（又は（１つ又は複数の）他の内部ルーメン）内で移動されるようにサイズ決定及び成形される。

いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、可撓性細長部材１７０の長さに沿って配設されたセンサー２０２とセンサー２０４とを備える。センサー２０２、２０４は、血管８０内の状態に関するデータを収集し、特に、血管８０内の圧力を監視するように構成される。更に、センサー２０２、２０４は、血管８０内のセンサー２０２、２０４のロケーションにおける流体（例えば、血液）の圧力を周期的に測定する。一例では、センサー２０２、２０４は、容量性圧力センサー、又は特に、容量性ＭＥＭＳ圧力センサーである。別の例では、センサー２０２、２０４はピエゾ抵抗圧力センサーである。また別の例では、センサー２０２、２０４は光学圧力センサーである。いくつかの事例では、センサー２０２、２０４は、それぞれ、Ｖｏｌｃａｎｏ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから入手可能な、ＰｒｉｍｅＷｉｒｅ ＰＲＥＳＴＩＧＥ（登録商標）圧力ガイドワイヤ、ＰｒｉｍｅＷｉｒｅ（登録商標）圧力ガイドワイヤ、並びにＣｏｍｂｏＷｉｒｅ（登録商標）ＸＴ圧力及びフローガイドワイヤなど、市販の圧力監視要素において見つかるものと同様の又は同じ構成要素を備える。いくつかの実施形態では、血圧測定は、管を通過する脈波を識別するために使用される。センサー２０２、２０４は、第１の距離Ｄ１をおいて配設される。いくつかの実施形態では、距離Ｄ１は、０．５ｃｍから１０ｃｍまでの固定距離である。いくつかの実施形態では、距離Ｄ１は、０．５〜２ｃｍ内にある。距離Ｄ１は、脈波伝播速度（ＰＷＶ）の計算の際に使用される。

センサー２０２、２０４は、血管内デバイス１１０の本体内に含まれている。センサー２０２、２０４は、血管内デバイス１１０の遠位部分の周りに円周方向に配設される。他の実施形態では、センサー２０２、２０４は、血管内デバイス１１０に沿って線形的に配設される。センサー２０２、２０４は、１つ又は複数のトランスデューサ要素を備える。センサー２０２及び／又はセンサー２０４は、血管内デバイス１１０の長さに沿って可動であり、及び／又は血管内デバイス１１０の長さに沿って静止位置に固定される。センサー２０２、２０４は、血管内デバイス１１０のセンサーの平面アレイ又はさもなければ好適に成形されたアレイの一部である。いくつかの実施形態では、可撓性細長部材１７０の外径は、センサー２０２、２０４の外径に等しいか又はそれよりも大きい。いくつかの実施形態では、可撓性細長部材１７０及びセンサー２０２、２０４の外径は、約１ｍｍに等しいか又はそれよりも小さく、これは、血管８０内の圧力波測定に対する血管内デバイス１１０の影響を最小限に抑えるのを助ける。特に、腎動脈は、概して、約５ｍｍの直径を有するので、血管内デバイス１１０の１ｍｍ外径は、血管の４％未満を塞ぐ。

いくつかの実施形態では、センサー２０２、２０４の一方又は両方が、血管内デバイス１１０の一部でないことがある。例えば、センサー２０４は、別個の血管内デバイスに結合されてもよく、又は外部デバイスの一部でもよい。例えば、センサー２０４は、ガイドワイヤ又はカテーテルのうちの一方に結合され、センサー２０２は、ガイドワイヤ又はカテーテルのうちの他方に結合される。いくつかの事例では、センサー２０２、２０４のうちの一方を備える第１の血管内デバイスはガイドワイヤであり、センサー２０２、２０４のうちの他方を備える第２の血管内デバイスはカテーテルである。第１及び第２の血管内デバイスは、いくつかの実施形態では血管８０内で隣り合わせに配置され得る。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤは、カテーテルとガイドワイヤとが同軸であるように、少なくとも部分的に、カテーテルのルーメンを通って延び、そのルーメン内に配置され得る。２つのセンサーが同じデバイス上に配設されない場合、２つのセンサー間の距離は、外部超音波場の使用による、身体内の超音波トランスデューサの位置特定のための方法を用いて測定される。インターベンショナルツール、例えば、血管内デバイス１１０のセンサーを追跡することは、その全体が参照により本明細書に組み込まれる、ＰＣＴ特許出願公開第ＷＯ２０１１１３８６９８Ａ１号において開示されている。

処理システム１３０は、血管内デバイス１１０と通信している。例えば、処理システム１３０は、インターフェースモジュール１２０を通して、センサー２０２及び／又はセンサー２０４を備える、血管内デバイス１１０と通信する。プロセッサ１４０は、任意の数のプロセッサを備え、コマンドを送り、血管内デバイス１１０から応答を受信する。いくつかの実装形態では、プロセッサ１４０は、センサー２０２、２０４によって血管８０内の圧力を監視することを制御する。特に、プロセッサ１４０は、特定の時間における圧力を測定するために、センサー２０２、２０４のアクティブ化を誘発するように構成される。センサー２０２、２０４からのデータが、処理システム１３０のプロセッサによって受信される。他の実施形態では、プロセッサ１４０は、血管内デバイス１１０から物理的に分離されるが、（例えば、ワイヤレス通信を介して）血管内デバイス１１０と通信している。いくつかの実施形態では、プロセッサは、センサー２０２、２０４を制御するように構成される。

プロセッサ１４０は、センサーに指令すること並びにデータを受信及び処理することなど、論理関数を実行することが可能な電源ピン、入力ピン、及び出力ピンをもつ集積回路を備える。プロセッサ１４０は、マイクロプロセッサ、コントローラ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、或いは同等の個別又は集積論理回路のうちの任意の１つ又は複数を含む。いくつかの例では、プロセッサ１４０は、１つ又は複数のマイクロプロセッサ、１つ又は複数のコントローラ、１つ又は複数のＤＳＰ、１つ又は複数のＡＳＩＣ、或いは１つ又は複数のＦＰＧＡ、並びに他の個別又は集積論理回路の任意の組合せなど、複数の構成要素を含む。本明細書でプロセッサ１４０にあるとされる機能は、ソフトウェア、ファームウェア、ハードウェア又はそれらの任意の組合せとして具現される。

処理システム１３０は、１つ又は複数のプロセッサ、或いは機能の中でも、本明細書で説明される脈波伝播速度決定方法を実装するために、プログラマブルコード命令を実行するプログラマブルプロセッサユニットを備える。処理システム１３０は、コンピュータ及び／又は他のタイプのプロセッサベースデバイス内に組み込まれる。例えば、処理システム１３０は、コンソール、タブレット、ラップトップ、ハンドヘルドデバイス、或いは血管内デバイス１１０の動作を制御又は指示するための制御信号を生成するために使用される他のコントローラの一部である。いくつかの実施形態では、ユーザは、血管内デバイス１１０の動作をプログラム又は指示し、及び／或いはディスプレイ１６０の態様を制御する。いくつかの実施形態では、処理システム１３０は、ワイヤード及び／又はワイヤレス通信技法を介して、（例えば、インターフェースモジュール１２０なしに）血管内デバイス１１０と直接通信している。

その上、いくつかの実施形態では、インターフェースモジュール１２０と処理システム１３０とは、連結され、及び／或いは同じシステム、ユニット、シャーシ、又はモジュールの一部である。インターフェースモジュール１２０と処理システム１３０とは一緒に、ディスプレイ１６０上の画像としての表示のためにセンサーデータをアセンブルし、処理し、レンダリングする。例えば、様々な実施形態では、インターフェースモジュール１２０及び／又は処理システム１３０は、センサー２０２、２０４を構成するための制御信号を生成し、センサー２０２、２０４をアクティブ化するための信号を生成し、センサーデータの計算を実行し、センサーデータの増幅、フィルタ処理、及び／又はアグリゲートを実行し、表示のための画像としてセンサーデータをフォーマットする。これらのタスクなどの割振りは、様々なやり方で、インターフェースモジュール１２０と処理システム１３０との間で分散される。特に、処理システム１３０は、血管８０内の流体（例えば、血液）の脈波伝播速度を計算するために、受信された圧力データを使用する。インターフェースモジュール１２０は、処理システム１３０から血管内デバイス１１０への制御信号の送信、並びに血管内デバイス１１０から処理システム１３０への圧力データの送信を容易にするように構成された回路を備えることができる。いくつかの実施形態では、インターフェースモジュール１２０は、電力をセンサー２０２、２０４に供給することができる。いくつかの実施形態では、インターフェースモジュールは、処理システム１３０への送信より前に、圧力データの信号調整及び／又は前処理を実行することができる。

処理システム１３０は、患者上に配置された電極から心電計（ＥＣＧ）データを取得するように構成されたＥＣＧコンソールと通信している。ＥＣＧ信号は、心臓の電気的活動を表し、患者の心周期及び／又はそれの部分を識別するために使用され得る。いくつかの事例では、処理システム１３０は、血管内デバイス１１０によって取得された圧力データが、心周期全体及び／又はそれの一部分にわたって取得されるかどうかに基づいて、ＰＷＶを計算するために異なる式を利用することができる。ＥＣＧデータは、心周期の部分の中でも、前、現在、及び次の（１つ又は複数の）心周期の始まり及び終わり、収縮期の始まり及び終わり、拡張期の始まり及び終わりを識別するために使用され得る。概して、（限定はしないが、Ｐ波の開始、Ｐ波のピーク、Ｐ波の終了、ＰＲ間隔、ＰＲセグメント、ＱＲＳ群の始まり、Ｒ波の開始、Ｒ波のピーク、Ｒ波の終了、ＱＲＳ群の終了（Ｊ点）、ＳＴセグメント、Ｔ波の開始、Ｔ波のピーク、及びＴ波の終了を含む）ＥＣＧ信号の１つ又は複数の識別可能な特徴が、心周期の関連部分を選択するために利用され得る。ＥＣＧコンソールは、Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．から入手可能なＰａｇｅＷｒｉｔｅｒ心拍動記録器システムなどの市販のＥＣＧ要素において見つかる特徴と同様の又は同じ特徴を含む。

様々な周辺デバイスが、処理システム１３０の入力及び出力機能を使用可能にするか又は改善する。そのような周辺デバイスは、必ずしも限定されるとは限らないが、（マウス、ジョイスティック、キーボードなどの）標準入力デバイス、（プリンタ、スピーカー、プロジェクタ、グラフィカルディスプレイスクリーンなどの）標準出力デバイス、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、フラッシュドライブ、ネットワーク接続、及び処理システム１３０と血管内システム１００の他の構成要素との間の電気的接続を含む。非限定的な例として、処理システム１３０は、獲得された圧力データ、撮像データ、ＰＷＶ計算、及び／又はそれらの組合せを表す、ディスプレイ１６０上の画像を生成するために、血管内デバイス１１０からの信号を操作する。そのような周辺デバイスはまた、血管内デバイス１１０及び／又は処理システム１３０の一般的動作を可能にするためのプロセッサ命令を含んでいるソフトウェアをダウンロードするために、並びに、例えば、血管内デバイス１１０に結合された任意の補助デバイスの動作を制御するための動作を実行するためのソフトウェア実装プログラムをダウンロードするために使用される。いくつかの実施形態では、処理システム１３０は、広範囲の集中型又はリモート分散型データ処理方式において採用される複数の処理ユニットを備える。

メモリ１５０は、例えば、読取り専用メモリ、ランダムアクセスメモリ、ＦＲＡＭ（登録商標）、又はＮＡＮＤフラッシュメモリなど、半導体メモリである。メモリ１５０は、プロセッサ１４０が、メモリ１５０に書き込み、そこから読み取るように、プロセッサ１４０及び関連するプロセッサとインターフェースする。例えば、プロセッサ１４０は、血管内デバイス１１０及び／又はインターフェースモジュール１２０からデータを受信し、そのデータをメモリ１５０に書き込むように構成される。このようにして、一連のデータ読取値がメモリ１５０に記憶される。プロセッサ１４０は、メモリ１５０を消去又は上書きすること、メモリ１５０がいつ一杯であるかを検出すること、及び半導体メモリを管理することに関連する他の一般的な機能など、他の基本的なメモリ機能を実行することが可能である。

図２は、本開示のいくつかの実施形態による、例示的な血管内システム１８０の図式の概略図である。血管内システム１８０は、第３のセンサー２０６を追加した、図１の血管内システム１００と同様である。本明細書で説明される血管内システム１００、１８０は、４つ、５つ、６つ、又は他の数のセンサーを備えてもよい。センサーは、血管内デバイス１１０に沿って様々な順序で異なる距離のところに設置される。いくつかの実施形態では、センサー２０６は、第１のセンサー２０２から距離Ｄ２のところに配設される。センサー２０２、２０４、２０６はまた、図２に示されている配列及び順序以外の配列及び順序で設置されてもよい。センサー２０６は、センサー２０２、２０４と同様の機能を有し、血管８０内の圧力を測定するために使用される。いくつかの実施形態では、センサー２０６は、血管８０を通って進行する様々な脈波の進行方向を決定するために使用される。進行方向の決定は、後方に進行する脈波及び関連するデータの削除を可能にすることによって、ＰＷＶ決定の精度を向上させる。進行方向決定に関連する方法が、図７に関してより詳細に説明される。

図３は、ヒトの腎臓解剖学的構造内に配設された図１の血管内デバイス１１０を示す。ヒトの腎臓解剖学的構造は、右及び左腎動脈８１によって含酸素血液を供給される腎臓１０を含み、右及び左腎動脈８１は、腎臓口部９２において腹大動脈９０から分岐して、腎臓１０の門部９５に入る。腹大動脈９０は、腎動脈８１を心臓（図示せず）に接続する。脱酸素血液が、腎静脈１０１及び下大静脈１１１を介して腎臓１０から心臓に流れる。詳細には、血管内デバイス１１０の可撓性細長部材１７０が、腹大動脈を通って左腎動脈８１中に延びるように示されている。代替実施形態では、血管内デバイス１１０は、同様に下腎血管１１５を通って進行するようにサイズ決定及び構成される。詳細には、血管内デバイス１１０は、腹大動脈を通って左腎動脈８１中に延びるように示されている。代替実施形態では、カテーテルは、同様に下腎血管１１５を通って進行するようにサイズ決定及び構成される。

左及び右腎神経叢又は神経１２１は、それぞれ、左及び右腎動脈８１を囲む。解剖学的に、腎神経１２１は、腎動脈８１を囲む外膜組織内に１つ又は複数の神経叢を形成する。本開示では、腎神経は、腎臓１０に及び／又はそれから神経信号を伝える、個々の神経又は神経叢及び神経節として定義され、解剖学的に、腎動脈８１の表面、腎動脈８１が大動脈９０から分岐する腹大動脈９０の部分、及び／又は腎動脈８１の下分岐に位置する。神経叢に寄与する神経線維は、腹腔神経節、最下内臓神経、腎皮質神経節、及び大動脈神経叢から生じる。腎神経１２１は、それぞれの腎動脈と密接に関連してそれぞれの腎臓１０の実体中に延びる。それらの神経は、腎臓１０の血管、糸球体、及び尿細管への腎動脈の分岐に伴って分散される。各腎神経１２１は、概して、腎臓の門部９５のエリアにおいて各それぞれの腎臓１０に入るが、腎動脈８１、又は腎動脈８１の分岐が腎臓１０に入るロケーションを含む、任意のロケーションにおいて腎臓１０に入る。

適正な腎機能は、高血圧症状を回避するために、心臓血管ホメオスタシスの維持にとって不可欠である。ナトリウムの排泄は、適切な細胞外流体ボリューム及び血液ボリュームを維持し、動脈圧に対するこれらのボリュームの影響を最終的に制御することの鍵である。安定状態の症状の下で、動脈圧は、尿排出量と水及びナトリウム摂取量との間で平衡を生じる圧力レベルまで上昇する。異常な腎機能により、腎神経１２１を通した腎臓の交感神経過剰刺激とともに発生する、過大な腎臓ナトリウム及び水保持が生じた場合、動脈圧は、ナトリウム排出量を摂取量に等しく維持するためのレベルまで増加する。高血圧患者では、ナトリウム摂取量と排出量との間の平衡は、部分的に、腎神経１２１を通した腎臓の交感神経刺激の結果として、高い動脈圧という犠牲を払って達成される。腎除神経は、腎臓１０の遠心性及び求心性交感神経活動を遮断又は抑制することによって、高血圧の症状及び後遺症を緩和するのを助ける。

いくつかの実施形態では、図１及び図２中の血管８０は、図３の血管８１に一致する腎血管であり、脈波伝播速度は腎動脈中で決定される。処理システム１３０は、腎動脈中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定する。処理システム１３０は、腎動脈中の脈波伝播速度に基づいて腎除神経治療推奨を決定する。例えば、腎除神経から治療的に利益を得る可能性が高い又は可能性が低い患者が、ＰＷＶに基づいて選択される。その点において、少なくとも腎血管中の血液のＰＷＶに基づいて、処理システム１３０は、腎除神経のための患者層別化を実行することができる。

図４は、血管を通って進行する脈波に関連する圧力測定値のグラフ４００である。グラフ４００は、血管を通って進行する流体、例えば、血液の圧力曲線４０２を示す。水平軸４０４が時間を表し、垂直軸４０６が、水銀柱ミリメートルでの流体圧力を表す。例えば、グラフ４００は、各々が（毎分約６０回の心拍数に対応する）約１秒かかる、２つの完全な脈拍を示す。一例として、圧力曲線４０２は、特定の点、例えば、血管８０内のセンサー２０２、２０４、２０６のロケーションにおける、時間に応じた脈波を表す。いくつかの実施形態では、脈波は、ピーク４１０、トラフ４１２、切痕（例えば、重複切痕）、最小値、最大値、値の変化、及び／又は（１つ又は複数の）認識可能なパターンを含む、圧力曲線４０２のいくつかの態様又は特性によって識別される。更に、その全体が参照により本明細書に組み込まれる、Ｓｏｌａら、Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ、ｖｏｌ．３０、６０３〜６１５ページ、２００９年に記載されているように、脈波は、足から足（ｆｏｏｔ−ｔｏ−ｆｏｏｔ）解析によって、又は脈拍波形からの脈拍到達時間の専用解析によって識別される。代替的に、相互相関解析、位相変換方法、最尤推定器、適応最小２乗平均フィルタ、平均２乗差関数、又は複数信号分類（ＭＵＳＩＣ）アルゴリズムなど、時間遅延推定のためのより一般的な方法が、圧力波間の時間遅延の査定のために採用される。いくつかの実施形態では、（図２に示されている第１、第２、及び第３のセンサーなどの）圧力センサーが、圧力曲線４０２の存在及び形状を測定するように構成される。このデータは、血管８０内の局所のＰＷＶを決定するために使用される。随意に、ＰＷＶ値は、次いで、腎除神経に適格又は不適格としての、高血圧をもつ患者の層別化のために使用される。

図５Ａ及び図５Ｂは、血管８０内の圧力曲線を示すグラフと組み合わせられた、血管８０内の例示的な血管内デバイス１１０の斜視図を示す。圧力曲線は、図４に関して説明されたように、血管８０を通って進行する脈波に関連する。図５Ａの例では、グラフ５００は、圧力曲線５０２のピークが、時間Ｔ１において、点２１２においてセンサー２０２と整合されることを示す。図５Ｂは、後の時間Ｔ２における圧力曲線５１２のグラフ５１０を示し、ここで、Ｔ２＝Ｔ１＋ΔＴである。圧力曲線５１２のピークは、この点２１４において圧力センサー２０４と整合される。したがって、時間期間ΔＴにおいて、脈波は、センサー２０２とセンサー２０４との間の距離Ｄ１を進行した。この距離Ｄ１を時間期間ΔＴで除算することによって、ＰＷＶが計算される。すなわち、

であり、ここで、Ｄ_１は、第１の距離であり、Δｔは、脈波が第１のロケーションに達してから、その脈波が第２のロケーションに達するまでの時間の量である。例えば、血管内デバイス１１０は、２ｃｍの距離Ｄ１をおいて配設されたセンサー２０２、２０４を備える。センサー２０２は、時間Ｔ＝０において脈波のトラフを検出する。センサー２０４は、時間Ｔ＝１ｍｓにおいて脈波のトラフを検出し、１ｍｓの時間期間ΔＴをもたらす。ＰＷＶは、Ｄ１をΔＴで除算することによって計算され、２０ｍ／ｓ（．０２ｍ／．００１ｓ＝２０ｍ／ｓ）のＰＷＶとなる。図５Ａ及び図５Ｂでは、ΔＴを決定するためにピーク圧力が示されているが、限定はしないが、ピーク、トラフ、切痕（例えば、重複切痕）、最小値（例えば、圧力、勾配など）、最大値（例えば、圧力、勾配など）、値の変化、及び／又は（１つ又は複数の）認識可能なパターンを含む、脈波の任意の識別可能な特徴又は部分が利用される。

腎動脈８１など、いくつかの血管の限られた長さにより、センサー２０２、２０４は、より良い精度を与えるために、高い周波数において圧力を測定するように構成される。例えば、ＰＷＶの計算において上記の例からのデータを使用しながらＰＷＶの９０％の精度を達成するために、血管内システム１００は、２０ｍ／ｓと１８ｍ／ｓとを区別することが可能でなければならない。速さが１８ｍ／ｓである場合、脈波がセンサー２０２に到達してからセンサー２０４に到達するまでの時間期間ΔＴは、（０．０２ｍ）／（１８ｍ／ｓ）＝１．１１ｍｓである。したがって、これらのＰＷＶ値を区別するために、血管内システム１００は、１ｍｓの時間期間ΔＴと１．１１ｍｓの時間期間ΔＴとを区別すること、したがって、約０．１ｍｓのオーダーで区別することが可能でなければならない。

いくつかの既存の圧力ワイヤシステムは、十分な精度を達成するにはおそらくあまりに低い、２００Ｈｚの測定周波数（又は５ｍｓごとに１回の測定）を有する。しかしながら、血管内システム１００は、５０ｋＨｚ程度のサンプリング周波数（０．０２ｍｓごとに１回の測定）を達成することが可能であり、０．１ｍｓの遅延が検出されることを可能にする。いくつかの実施形態では、血管内システム１００は、その全体が本明細書に組み込まれる、米国特許第８，６１７，０８８号に記載されているものなどのＣＭＵＴオンＡＳＩＣ（ＣＭＵＴ−ｏｎ−ＡＳＩＣ）圧力センサーを使用する。好ましくは、第１の圧力センサー２０２及び第２の圧力センサー２０４のサンプリング周波数は１０ｋＨｚ以上であり、より好ましくは、２０ｋＨｚ以上であり、最も好ましくは、４０ｋＨｚ以上である。いくつかの実施形態では、血管内システム１００のサンプリング周波数は、１０ｋＨｚから８０ｋＨｚの間、２０ｋＨｚから７０ｋＨｚの間、又は４０ｋＨｚから６０ｋＨｚの間である。サンプリング周波数の他の範囲も可能である。

図６は、血管内の２つの異なるロケーションにおける、血管を通って進行する脈波に関連する２つの圧力測定値の比較を示す。グラフ６００は、血管内の第１のロケーションＰ１における、管を通って進行する流体、例えば、血液の圧力曲線６０２を示し、グラフ６１０は、血管内の第２のロケーションＰ２における流体の圧力曲線６０４を示す。いくつかの実施形態では、圧力曲線６０２、６０４は、第１のセンサー２０２及び第２のセンサー２０４などの圧力センサーによって測定される。

いくつかの事例では、第２のロケーションＰ２は、遠位であるか、又は第１のロケーションからの流体フローの下流にある。グラフ６００及び６１０の水平軸６１２が時間を表し、垂直軸６１４が、水銀柱ミリメートルでの流体圧力を表す。図示のように、グラフ６００の圧力曲線６０２は時間Ｔ１において開始し、グラフ６１０の圧力曲線６０４は時間Ｔ２において開始し、ここで、ΔＴ＝Ｔ２−Ｔ１は、圧力波が、グラフ６００に関連する第１のロケーションからグラフ６１０に関連する第２のロケーションに進行するのにかかる時間期間を表す。このようにして、図６のグラフ６００及び６１０は、管に沿って進行する脈波を示し、ここで、脈波は、第１の監視ロケーションと第２の監視ロケーションとの間を進行するのにΔＴ秒かかる。この時間期間ΔＴは、図５Ａ及び図５Ｂに関して説明されたように、血管８０中の脈波のＰＷＶを計算するために使用される。圧力曲線６０２、６０４は、ピーク、トラフ、勾配測定値、曲率、同様の形状をもつエリアなど、任意の数の態様によって比較されることが了解されよう。

いくつかの実施形態では、圧力曲線６０２、６０４の位相は、所与の時間における第１のセンサー２０２の測定値と第２のセンサー２０４の測定値と間の圧力差を比較することによって識別される。例えば、圧力曲線６０２、６０４の到達の瞬間において、第１のセンサー２０２及び第２のセンサー２０４によって読み取られた圧力の差は０に近くなる。しかしながら、圧力曲線６０２、６０４の上り勾配中に、第１のセンサー２０２における圧力は、第２のセンサー２０４における圧力よりも高くなる。（センサー間の短い距離により）位相差は小さくなるが、上り勾配中の圧力曲線６０２、６０４の急な勾配のために、センサーの読み間の圧力差はより高くなる。圧力曲線６０２、６０４がセンサー２０２上でそれのピークに近づくにつれて、圧力の差は、それが負値になるまで徐々に減少することになる。圧力曲線６０２、６０４の終了の近くで、圧力はセンサー２０２において緩やかに降下しており、これは、第１のセンサー２０２における圧力がセンサー２０４における圧力よりも低いことを意味する。センサーの読み間の差は、小さい負値を与えることになり、２つのセンサー間の位相差は小さくなる。

いくつかの実施形態では、第１のセンサー２０２によって測定される圧力曲線６０２と第２のセンサー２０４によって測定される圧力曲線６０４とが同じ位相を有するように、第１のセンサー２０２及び第２のセンサー２０４のうちの１つ又は複数のアクティブ化が遅延される。圧力曲線６０２、６０４の位相を一致させるために必要とされる遅延は、次いで、ＰＷＶの計算の際に使用される。いくつかの実施形態では、圧力曲線６０２、６０４の位相は、第１のセンサー２０２と第２のセンサー２０４とを同時に作動させることと、センサー２０２からの圧力の読みとセンサー２０４からの圧力の読みとを比較することとによって決定される。この方法は、第１のセンサー２０２の圧力の読みと第２のセンサー２０４の圧力の読みとの間の差が０になるときを識別することによって遅延を決定するステップを有する。いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、圧力曲線の勾配、２つのロケーションにおいて測定された圧力間の差、及びセンサー間の距離Ｄ１から計算される。いくつかの実施形態では、第１のセンサー２０２及び第２のセンサー２０４のアクティブ化は、（図１及び図２に示されているように）インターフェースモジュール１２０又は処理システム１３０のうちの１つ又は複数によって制御され、これは、ある時間期間の間センサーのアクティブ化を遅延させることを含む。

いくつかの実施形態では、図２及び図７に示されているように、第３のセンサー２０６も血管内デバイス１１０中に備えられる。センサー２０６は、圧力曲線６０２、６０４の位相がすべての３つのセンサー２０２、２０４、２０６にわたって同じになるように、選択的に誘発される。これは、圧力曲線６０２、６０４の差によるノイズが最小限に抑えられるので、ＰＷＶ測定値の精度の増加を可能にする。

いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、心電図（ＥＣＧ）又は血管８０内に配設された１つ又は複数のセンサーの使用によって圧力曲線６０２、６０４をゲートすることによって決定される。ＥＣＧ又は追加のセンサーは、図１及び図２に示されているように、別個のシステム、インターフェースモジュール１２０、又は処理システム１３０のうちの１つ又は複数によって制御される。特に、脈波の速度は、ＥＣＧ、又は大動脈圧センサーなどの追加のセンサーによって同期された圧力曲線６０２、６０４を解析することによって決定される。例えば、本明細書で説明されるように、ＥＣＧ信号の１つ又は複数の特徴が、センサーによるデータ収集を誘発するために使用され得る。いくつかの実施形態では、圧力曲線６０２と圧力曲線６０４とは、それらの曲線を整合させるために、最良適合解析などの数学的解析を実行することによって同期され得る。処理システム１３０は、例えば、同期のために曲線６０２と曲線６０４とを整合させるために必要とされる量のオフセット時間を使用することができる。

いくつかの事例では、インターフェースモジュール１２０、並びに処理システム１３０はタイマーを備えることができる。インターフェースモジュール１２０に通信することによって、処理システム１３０は、インターフェースモジュール１２０のタイマーをプロセッサタイマーと同期させることができる。更に、インターフェースモジュール１２０は、センサー２０２、２０４から受信された信号のサンプリングを行うことができ、サンプリングされたデータにタイムスタンプを含め、次いで、タイムスタンプを付けられたサンプリングされたデータを処理システム１３０に送ることができ、したがって、処理システム１３０によって受信された、血管内の圧力を監視することに関連する圧力データは、タイムスタンプを付けられ、処理システム１３０は、受信されたタイムスタンプに基づいてデータを同期させることができる。

代替的に、インターフェースモジュール１２０の代わりに、センサー２０２、２０４は、サンプリングを実行し、サンプリングされたデータを処理システム１３０に送ることができる。血管内デバイス１１０は、センサー２０２、２０４のための１つ又は複数のタイマーを備えることができる。処理システム１３０は、血管内デバイス１１０に通信することによって、センサー２０２、２０４によるデータ収集をプロセッサタイマーと同期させることができる。したがって、センサー２０２、２０４によって取得されたデータはタイムスタンプを含むことができる。インターフェースモジュール１２０は、タイムスタンプを使用して、取得されたデータを同期させ、次いで、そのデータを処理システム１３０に送ることができる。別の例では、インターフェースモジュール１２０は、センサー２０２、２０４によって取得されたタイムスタンプを付けられたデータを、処理システム１３０に送ることができる。処理システム１３０は、受信されたタイムスタンプに基づいてデータを同期させることができる。

図７は、血管８０内の圧力曲線を示すグラフ７００と組み合わせられた、分岐した血管内の例示的な血管内デバイス１１０の斜視図である。いくつかの実施形態では、脈波は、血管構造における接合部又は分岐部の存在を含む、様々な理由で血管８０内で反射される。この反射は、脈波が血管８０を通って異なる方向に進行することを引き起こし、これは、局所のＰＷＶ値の測定を妨害する。しかしながら、いくつかの実施形態では、血管内デバイス１１０は、３つ又はそれ以上のセンサー２０２、２０４、２０６を備え、センサー２０２、２０４、２０６は、それぞれロケーション２１２、２１４、及び２１６における圧力を監視することによって、後方に進行する脈波の識別及び除外を可能にする。特に、第３のセンサー２０６は、（圧力曲線７１２によって示される）後方に進行する脈波から、（圧力曲線７０２によって示される）前方に進行する脈波を分離するために使用される。いくつかの実施形態では、脈波の指向性を決定することは、各脈波の始まり及び終了を識別するために、３つ又はそれ以上のセンサー２０２、２０４、２０６からの圧力測定値を相関させることによって達成される。脈波の振幅も、指向性決定の際に使用される。例えば、圧力曲線７１２によって示される脈波などの後方に進行する脈波は、圧力曲線７０２によって示される脈波などの前方に進行する脈波よりも小さい振幅を有する。いくつかの実施形態では、前方に進行する脈波と、後方に進行する脈波との分離は、ＰＷＶ計算の精度を改善する。

図８は、脈波伝播速度（ＰＷＶ）を計算する方法８００を示すフローチャートである。ステップ８０２において、方法８００は、血管内デバイスを血管中に設置するステップを有する。いくつかの実施形態では、血管内デバイスは、図１、図２、図５Ａ、図５Ｂ、及び図７に示されている血管内デバイス１１０である。管は、図３に示されている腎動脈８１である。

ステップ８０４において、方法８００は、血管内デバイス上に第１の距離をおいて配設された第１及び第２のセンサーをアクティブ化するステップを有する。いくつかの実施形態では、第１及び第２のセンサーは圧力センサーである。第１の距離は、ＰＷＶの計算の際に使用される。第１及び第２のセンサーは、カテーテル又はガイドワイヤなどの可撓性細長デバイスの遠位部分上に配設される。

ステップ８０６において、方法８００は、第１の時間において第１のセンサーを用いて脈波の態様を測定するステップを有する。いくつかの実施形態では、この態様は、脈波のピーク、トラフ、勾配、脚部、又は他の特徴を含む。脈波は、第１の時間の前の時間期間の間、第１及び第２のセンサーを用いて局所の圧力を測定することによって識別される。これは、脈波全体の完全なビューを可能にし、血管中の脈波の時間長及び振幅の推定値を与える。

ステップ８０８において、方法８００は、第２の時間において第２のセンサーを用いて脈波の態様を測定するステップを有する。ステップ８１０において、本方法は、第１の時間と第２の時間との間の差を計算するステップを有する。この差は、図５Ａ、図５Ｂ、及び図６のΔＴ時間期間と同様である。この計算は、第１及び第２のセンサーと通信しているコントローラによって行われる。いくつかの実施形態では、この態様は、脈波のピーク、トラフ、切痕（例えば、重複切痕）、最小値、最大値、曲率、値の変化、（１つ又は複数の）認識可能なパターン、及び／又は他の特徴を含む。

ステップ８１２において、方法８００は、ＰＷＶを決定するために、第１の距離を第１の時間と第２の時間との間の差で除算するステップを有する。

ステップ８１４において、方法８００は、ＰＷＶをディスプレイに出力するステップを随意に有する。このディスプレイは、図１及び図２に示されているディスプレイ１６０である。いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、腎除神経が患者に対して有する潜在的効果を評価するために使用され、これは、腎除神経がおそらく有益である患者の選択を助ける。

いくつかの実施形態では、方法８００は、ＰＷＶに基づいて治療推奨を決定するステップを随意に有する。いくつかの事例では、臨床医は、算出されたＰＷＶ及び／又は他の患者データに基づいて、治療推奨を決定する。いくつかの実施形態では、処理システムは、治療推奨を決定するために、ＰＷＶ及び／又は他の患者データを評価する。そのような事例では、方法８００は、治療推奨の視覚表示を出力するステップを有する。例えば、処理システムは、グラフィカル表現に関連するディスプレイデータをディスプレイデバイスに出力することができる。これは、特定の患者についての治療に関連する予測された利益を伝える、「不可（Ｐｏｏｒ）」、「可（Ｆａｉｒ）」、「良（Ｇｏｏｄ）」、及び／又は他の好適な言葉など、テキスト指示であり得る。他の事例では、治療推奨を表す数値のスコア、色分け、及び／又は他のグラフィックスが、ディスプレイに出力され得る。治療は、いくつかの事例では腎除神経であり得る。方法８００は、ＰＷＶに基づいて、１人又は複数の患者を、腎除神経の結果としての予測された治療利益のそれぞれの程度に対応するグループに分類するステップを更に有することができる。方法８００は、処理システムが、分類するステップのグラフィカル表現をディスプレイデバイスに出力するステップをも有することができる。

図９は、ＰＷＶを計算する方法９００を示すフローチャートである。ステップ９０２において、方法９００は、血管内デバイスを血管中に設置するステップを有する。いくつかの実施形態では、血管内デバイスは、図１、図２、図５Ａ、図５Ｂ、及び図７に示されている血管内デバイス１１０である。管は腎動脈８１である。

ステップ９０４において、方法９００は、血管内デバイス上に第１の距離をおいて配設された第１及び第２のセンサーをアクティブ化するステップを有する。いくつかの実施形態では、第１及び第２のセンサーは圧力センサーである。第１の距離は、ＰＷＶの計算の際に使用される。第１及び第２のセンサーは、カテーテル又はガイドワイヤなどの可撓性細長デバイスの遠位部分上に配設される。

ステップ９０６において、方法９００は、第１の時間において第１のセンサーを用いて血管の圧力を測定するステップを有する。ステップ９０８において、方法９００は、第２の時間において第２のセンサーを用いて血管の圧力を測定するステップを有する。

ステップ９１０において、方法９００は、脈波及びそれの位相を識別するために、第１及び第２のセンサーの測定値を比較するステップを有する。いくつかの実施形態では、脈波は、測定値の解析と、ピーク、トラフ、勾配、又は他の特徴などの脈波の態様の識別とによって識別される。脈波は、第１の時間の前の時間期間の間、局所の圧力を測定することによって識別される。これは、脈波全体の完全なビューを可能にし、血管中の脈波の時間長及び振幅の推定値を与える。

ステップ９１２において、方法９００は、第１及び第２のセンサーの脈波測定値が整合するように、第２のセンサーのアクティブ化を遅延期間だけ遅延させるステップを有する。いくつかの実施形態では、第１及び第２のセンサーのアクティブ化はコントローラによって制御される。

ステップ９１４において、方法９００は、第１のセンサーと第２のセンサーとの間の第１の距離を遅延期間で除算することによってＰＷＶを計算するステップを有する。ステップ９１６において、方法９００は、ＰＷＶをディスプレイに出力するステップを随意に有する。このディスプレイは、図１及び図２に示されているディスプレイ１６０である。いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、腎除神経が患者に対して有する潜在的効果を評価するために使用され、これは、腎除神経がおそらく有益である患者の選択を助ける。

図１０は、ＰＷＶを計算する方法１０００を示すフローチャートである。ステップ１００２において、方法１０００は、血管内デバイスを血管中に設置するステップを有する。いくつかの実施形態では、血管内デバイスは、図２及び図７に示されている血管内デバイス１１０である。管は腎動脈８１である。

ステップ１００４において、方法１０００は、血管内デバイス上に配設された第１、第２、及び第３のセンサーをアクティブ化するステップを有する。いくつかの実施形態では、第１、第２及び第３のセンサーは圧力センサーである。第１の距離は、ＰＷＶの計算の際に使用される。第１、第２、及び第３のセンサーは、カテーテル又はガイドワイヤなどの可撓性細長デバイスの遠位部分上に配設される。いくつかの実施形態では、第１、第２、及び第３のセンサーの各々は、他のセンサーから等しい距離のところに配設される。

ステップ１００６において、方法１０００は、第１の時間において第１のセンサーを用いて管の圧力を測定するステップを有する。ステップ１００８において、方法１０００は、第２の時間において第２のセンサーを用いて管の圧力を測定するステップを有する。ステップ１０１０において、方法１０００は、第３の時間において第３のセンサーを用いて管の圧力を測定するステップを有する。

ステップ１０１２において、方法１０００は、脈波及びそれの進行方向（例えば、後方又は前方）を識別するために、第１、第２、及び第３のセンサーの測定値を比較するステップを有する。ステップ１０１４において、方法１０００は、収集されたデータから後方に進行する脈波を識別し、除外するステップを有する。

ステップ１０１６において、方法１０００は、第１のセンサー、第２のセンサー、及び／又は第３のセンサー間の距離を、第１の時間、第２の時間、及び／又は第３の時間の間の時間差で除算することによって、ＰＷＶを計算するステップを有する。一実施形態では、３つのセンサーは、脈波伝播速度のより良い決定と、前方波と後方波とを区別することの両方のために使用され得る。ステップ１０１８において、方法１０００は、ＰＷＶをディスプレイに出力するステップを随意に有する。このディスプレイは、図１及び図２に示されているディスプレイ１６０である。いくつかの実施形態では、ＰＷＶは、腎除神経が患者に対して有する潜在的効果を評価するために使用され、これは、腎除神経がおそらく有益である患者の選択を助ける。

本開示によって包含される実施形態が、上記で説明された特定の例示的な実施形態に限定されないことを、当業者は理解されよう。その点において、例示的な実施形態が図示及び説明されたが、広範囲の修正、変更、及び置換が上記の開示において企図される。そのような変形は、本開示の範囲から逸脱することなしに上記に対して行われることを理解されたい。したがって、添付の特許請求の範囲が、広く、本開示に従う様式で解釈されることが適切である。

Claims (17)

1. 血管中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）決定のための装置であって、前記装置は、
   前記血管内に配置された血管内デバイスと、前記血管内デバイスと通信している処理システムとを備え、
   前記血管内デバイスは、
   近位部分及び遠位部分を有する可撓性細長部材と、
   前記可撓性細長部材の前記遠位部分に結合された第１の圧力センサーと、
   第２の圧力センサーであって、前記第１の圧力センサーが第１のロケーションにおいて前記血管内の圧力を監視し、前記第２の圧力センサーが、前記第１のロケーションから離間した第２のロケーションにおいて前記血管内の圧力を監視するように、前記可撓性細長部材の長さに沿って前記第１の圧力センサーから第１の距離だけ離間した位置において前記可撓性細長部材の前記遠位部分に結合された、第２の圧力センサーとを備え、
   前記処理システムは、
   前記第１の圧力センサーによって前記血管内の前記第１のロケーションにおいて前記圧力を監視することに関連する第１の圧力データを受信することと、
   前記第２の圧力センサーによって前記血管内の前記第２のロケーションにおいて前記圧力を監視することに関連する第２の圧力データを受信することと、
   受信された前記第１の圧力データと前記第２の圧力データとに基づいて、前記血管内の流体の脈波伝播速度を決定し、
   前記血管が腎動脈であり、前記第１の圧力センサー及び前記第２の圧力センサーのサンプリング周波数が１０ｋＨｚ以上であり、より好ましくは、２０ｋＨｚ以上であり、最も好ましくは、４０ｋＨｚ以上である、装置。
2. 前記第１の圧力センサー及び／又は前記第２の圧力センサーがＣＭＵＴオンＡＳＩＣ圧力センサーである、請求項１に記載の装置。
3. 前記脈波伝播速度が
   

   

   として決定され、ここで、Ｄ_１は、前記第１の距離であり、Δｔは、脈波が前記第１のロケーションに達してから、前記脈波が前記第２のロケーションに達するまでの時間の量である、請求項１に記載の装置。
4. 前記第１の圧力データ及び前記第２の圧力データの識別可能な特徴が、脈波が前記第１のロケーションに達してから前記第２のロケーションに達するまでの時間の量を決定するために利用される、請求項３に記載の装置。
5. 前記識別可能な特徴が、最大圧力、最小圧力、又は勾配のうちの少なくとも１つである、請求項４に記載の装置。
6. 前記処理システムは、更に、
   決定された前記脈波伝播速度に基づいて腎除神経治療推奨を決定する、請求項１に記載の装置。
7. 前記処理システムは、更に、
   前記脈波伝播速度を使用して、腎除神経の予測された治療利益に基づいて患者を分類する、請求項１に記載の装置。
8. 前記血管内デバイスは、第３の圧力センサーを更に備え、
   前記第３の圧力センサーは、前記第１のロケーション及び前記第２のロケーションから離間した第３のロケーションにおいて前記血管内の圧力を監視するように、前記第１の圧力センサー及び前記第２の圧力センサーから離間した位置において前記可撓性細長部材の前記遠位部分に結合される、請求項１に記載の装置。
9. 血管中の脈波伝播速度（ＰＷＶ）を決定する方法であって、前記方法は、
   第１の圧力センサーを用いて前記血管内の第１のロケーションにおいて圧力を監視するステップと、
   第２の圧力センサーを用いて前記血管内の第２のロケーションにおいて圧力を監視するステップであって、前記第２のロケーションが、前記血管の長さに沿って前記第１のロケーションから第１の距離だけ離間した、監視するステップと、
   前記第１の圧力センサーによって前記血管内の前記第１のロケーションにおいて前記圧力を監視するステップに関連する第１の圧力データを受信するステップと、
   前記第２の圧力センサーによって前記血管内の前記第２のロケーションにおいて前記圧力を監視するステップに関連する第２の圧力データを受信するステップと、
   受信された前記第１の圧力データと前記第２の圧力データとに基づいて、前記血管内の流体の脈波伝播速度を決定するステップとを有し、
   前記血管が腎動脈であり、前記第１の圧力センサー及び前記第２の圧力センサーのサンプリング周波数が１０ｋＨｚ以上であり、より好ましくは、２０ｋＨｚ以上であり、最も好ましくは、４０ｋＨｚ以上である、方法。
10. 前記第１の圧力センサー及び／又は前記第２の圧力センサーがＣＭＵＴオンＡＳＩＣ圧力センサーである、請求項９に記載の方法。
11. 前記脈波伝播速度が
    

    

    として決定され、ここで、Ｄ_１は、前記第１の距離であり、Δｔは、脈波が前記第１のロケーションに達してから、脈波が前記第２のロケーションに達するまでの時間の量である、請求項９に記載の方法。
12. 前記第１の圧力データ及び前記第２の圧力データの識別可能な特徴が、前記脈波が前記第１のロケーションに達してから前記第２のロケーションに達するまでの時間の量を決定するために利用される、請求項１１に記載の方法。
13. 前記識別可能な特徴が、最大圧力、最小圧力、又は勾配のうちの少なくとも１つである、請求項１２に記載の方法。
14. 前記第１の圧力センサーと前記第２の圧力センサーとのアクティブ化を同期させるステップを更に有する、請求項９に記載の方法。
15. 前記同期させるステップは、ＥＣＧ信号、大動脈圧センサーの読み、又は脈波が前記第１のロケーションに達してから、脈波が前記第２のロケーションに達するまでの時間差のうちの少なくとも１つに基づく、請求項１４に記載の方法。
16. 前記方法が、
    決定された前記脈波伝播速度に基づいて腎除神経治療推奨を決定するステップ
    を更に有する、請求項９に記載の方法。
17. 前記方法が、
    前記脈波伝播速度を使用して、腎除神経の予測された治療利益に基づいて患者を分類するステップを更に有する、請求項９に記載の方法。
    

Images