CN118613207A - 使用血管内数据与管腔外图像之间的共配准的脉搏波速度确定以及相关联的系统、设备和方法 - Google Patents
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Abstract
一种系统包括处理器电路，所述处理器电路被配置为从血管内的第一位置处的血管内传感器接收一组血管内数据。所述处理器电路同时从心脏监测器接收一组心血管数据。在所述血管内传感器从所述第一位置移动到第二位置之后，所述处理器电路从所述血管内传感器接收额外的一组血管内数据并且从所述心脏监测器接收额外的一组心血管数据。然后，所述处理器电路确定第一位置与第二位置之间的距离，并且基于血管内数据组、心血管数据组和所述距离来确定与血管内的血流相关联的脉搏波速度。然后，所述处理器电路将所述脉搏波速度输出到显示器。
Description
相关申请的交叉引用
本申请要求享有于2022年1月24日提交的美国临时申请US 63/302388的优先权和权益，通过引用将其整体并入本文。
技术领域
本公开总体上涉及脉搏波速度测量。特别地，利用具有单个血液动力学传感器的血管内设备来确定脉管内的脉搏波速度，同时使用共配准来跟踪所述设备。
背景技术
医师使用许多不同的医学诊断系统和工具来监测患者的健康并诊断医学状况。在患者的心血管健康领域中，使用各种系统和设备来监测患者的状况并执行处置流程。脉搏波速度(PWV)是压力波移动通过患者脉管系统的速率的测量结果。PWV测量帮助医师确定动脉硬度，并且可以用作心血管风险的预测因子。PWV测量还帮助医师评估患有肾病、糖尿病和高血压的患者的心血管健康。PWV测量还受到患者的交感神经系统对各种刺激的响应的变化的影响。因此，PWV测量可以用于量化患者的交感神经响应并且对患者进行分层以用于肾脏去神经支配流程。另外，PWV测量可以经由所测量的PWV的改变来量化肾神经消融流程或肾神经刺激流程的效果。
可以有创地或无创地获得PWV测量结果。然而，侵入式PWV测量流程通常产生更准确的PWV测量结果，并且因此更可靠。典型的侵入式脉搏波速度测量流程需要具有间隔开某个已知距离的至少两个血液动力学传感器的血管内设备。这两个传感器可以获得血压数据、血流数据或其他数据。当血液脉搏波经过每个传感器时，可以记录波经过每个传感器的时间。传感器之间的时间差和距离用于确定脉搏波的速度。虽然这种确定PWV的方法是准确且可靠的，但是它需要单独的、比最常见的血管内设备更专用的血管内设备。因此，对于获得侵入式脉搏波速度测量结果的导管实验室，必须购买额外的血管内设备，并且必须执行单独的血管内流程，意味着必须从患者解剖结构移除一个设备，并且然后必须定位脉搏波速度设备。
发明内容
本公开的实施例是用于使用血管内数据与管腔外图像之间的共配准来计算脉搏波速度测量结果的系统、设备和方法。本发明的方面有利地为医师提供了一种使用各种常见的血管内设备来准确地确定患者脉管系统内的任何位置的脉搏波速度的方式。特别地，可以使用具有一个数据传感器的血管内设备来确定脉搏波速度。一个数据传感器可以是压力传感器、流量传感器、血管内超声成像传感器或任何其他类型的传感器。
在本公开的一个方面中，所述血管内设备被定位在一个位置处并且采集血管内数据，同时心脏监测器采集与患者的心动周期有关的心血管数据，并且管腔外成像系统采集示出所述血管内设备的位置的管腔外图像。所述系统识别所述血管内设备的位置。然后，所述系统选择所述心血管数据的特征(诸如最小值或最大值)，并且确定由所述心脏监测器获得所述特征时的时间。所述系统选择所述血管内数据的特征(诸如最大值)，并且确定由所述血管内设备获得所述特征时的时间。然后，所述系统确定所述心血管数据的所述特征的时间值与所述压力数据的所述特征的时间值的差。
然后可以将所述血管内设备定位在不同的位置处，并且可以重复该过程。以这种方式，所述系统可以确定所述血管内数据的两个位置和每个相应位置的对应时间差异值。然后，所述系统可以确定所述时间差异值的差异和两个位置之间的距离。然后，所述系统可以基于所述两个位置之间的所述距离和所述两个位置的时间差异的差异来确定所述两个位置之间的脉搏波速度。
在示例性方面，提供了一种系统。所述系统包括处理器电路，其被配置用于与显示器、心脏监测器和血管内导管或导丝通信，其中，所述处理器电路被配置为：从所述血管内导管或导丝接收第一组血管内数据，所述第一组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在血管内的第一位置处时由所述血管内导管或导丝的单个血管内传感器获得的；从所述心脏监测器接收在所述单个血管内传感器获得所述第一组血管内数据时获得的第一组心血管数据；从所述血管内导管或导丝接收第二组血管内数据，所述第二组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在所述血管内的第二位置处时由所述单个血管内传感器获得的；从所述心脏监测器接收在所述单个血管内传感器获得所述第二组血管内数据时获得的第二组心血管数据；确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；基于所述第一组血管内数据、所述第二组血管内数据、所述第一组心血管数据、所述第二组心血管数据和所述距离来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且向所述显示器提供基于所述脉搏波的所述速度的输出。
在一个方面，所述第一组心血管数据和所述第二组心血管数据包括心电图(ECG)数据。在一个方面，所述单个血管内传感器包括压力传感器，并且所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内压力数据。在一个方面，所述单个血管内传感器包括流量传感器，并且所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内流量数据。在一个方面，所述单个血管内传感器包括成像传感器，并且所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内成像数据。在一个方面，所述处理器电路被配置用于与管腔外成像设备通信，所述处理器电路被配置为接收由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像，并且所述处理器电路被配置为基于所述一个或多个管腔外图像来确定所述距离。在一个方面，所述处理器电路被配置用于与管腔外成像设备通信，并且所述处理器电路被配置为基于所述第一组血管内数据或所述第二组血管内数据中的至少一组血管内数据与由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像的共配准来确定所述距离。在一个方面，所述第一组心血管数据对应于第一周期性波形；所述第一组血管内数据对应于第二周期性波形；所述第二组心血管数据对应于第三周期性波形；并且所述第二组血管内数据对应于第四周期性波形。在一个方面，所述处理器电路还被配置为：识别第一时间，所述第一周期性波形的第一特征在所述第一时间出现；识别第二时间，所述第二周期性波形的第二特征在所述第二时间出现；识别第三时间，所述第三周期性波形的第三特征在所述第三时间出现；识别第四时间，所述第四周期性波形的第四特征在所述第四时间出现；确定所述第一时间与所述第二时间之间的第一差异；并且确定所述第三时间与所述第四时间之间的第二差异，并且其中，所述处理器电路被配置为基于所述第一差异、所述第二差异和所述距离来确定所述脉搏波的所述速度。在一个方面，所述处理器电路被配置为确定所述第一差异与所述第二差异之间的第三差异，并且所述处理器电路被配置为基于所述第三差异和所述距离来确定所述脉搏波的速度。在一个方面，为了确定所述脉搏波的速度，所述处理器电路被配置为将所述距离除以所述第三差异。在一个方面，所述第一特征和所述第三特征包括所述心血管数据的相同特征，并且所述第二特征和所述第四特征包括所述血管内数据的相同特征。在一个方面，所述血管包括肾动脉。
在示例性方面，提供了一种方法。所述方法包括：由与仅包括单个血管内传感器的血管内导管或导丝通信的处理器电路接收第一组血管内数据，所述第一组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在血管内的第一位置处时由所述单个血管内传感器获得的；由所述处理器电路接收在所述单个血管内传感器获得所述第一组血管内数据时的第一组心血管数据，其中，所述第一组心血管数据是由与所述处理器电路通信的心脏监测器获得的；由处理器电路接收第二组血管内数据，所述第二组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在所述血管内的第二位置处时由所述单个血管内传感器获得的；由所述处理器电路接收在所述单个血管内传感器获得所述第二组血管内数据时由所述心脏监测器获得的第二组心血管数据；由所述处理器电路确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；由所述处理器电路基于所述第一组血管内数据、所述第二组血管内数据、所述第一组心血管数据、所述第二组心血管数据和所述距离来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且由所述处理器电路将基于所述脉搏波的所述速度的输出提供给与所述处理器电路通信的显示器。
在示例性方面，提供了一种系统。所述系统包括：血管内导管或导丝，其被配置为被定位在患者的血管内，并且仅包括单个血管内传感器；以及处理器电路，其被配置用于与心脏监测器、管腔外成像设备、显示器和所述血管内导管或导丝通信，其中，所述处理器电路被配置为：确定当第一特征出现在第一组心电图(ECG)数据中时与当第二特征出现在第一组血管内数据中时之间的第一时间差异，其中，所述第一组血管内数据是在由所述心脏监测器获得所述第一组ECG数据时由所述单个血管内传感器在所述血管内的第一位置处获得的；确定当第三特征出现在第二组ECG数据中时与当第四特征出现在第二组血管内数据中时之间的第二时间差异，其中，所述第二组血管内数据是在由所述心脏监测器获得所述第二组ECG数据时由所述单个血管内传感器在所述血管内的第二位置处获得的；基于由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像来确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；基于所述距离、所述第一时间差异和所述第二时间差异来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且向所述显示器提供基于所述脉搏波的所述速度的输出。
根据以下详细描述，本公开的额外方面、特征和优点将变得明显。
附图说明
将参考附图描述本公开的说明性实施例，其中：
图1是根据本公开的一些实施例的示例性血管内系统的图解性示意视图。
图2是根据本公开的方面的被定位在患者的肾动脉内的血管内设备的图解性视图。
图3是根据本公开的方面的示例传感器组件的图解性横截面视图。
图4是根据本公开的方面的处理器电路的示意图。
图5是根据本公开的方面的X射线荧光透视图像、血管内数据和由血管内设备的运动定义的路径之间的关系的图解性视图。
图6A是根据本公开的方面的管腔内的血管内设备的图解性视图。
图6B是根据本公开的方面的管腔内的血管内设备的图解性视图。
图7A是根据本公开的方面的血管内设备的图解性视图。
图7B是根据本公开的方面的血管内设备的图解性视图。
图8是根据本公开的方面的在患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图9是根据本公开的方面的在患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图10是根据本公开的方面的在患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图11是根据本公开的方面的与时间轴相关联并且在血管内设备在肾动脉内移动之前采集的ECG曲线和血压曲线的图解性视图。
图12是根据本公开的方面的与时间轴相关联并且在血管内设备在肾动脉内移动之后采集的ECG曲线和血压曲线的图解性视图。
图13是根据本公开的方面的在患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图14是根据本公开的方面的在患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图15是根据本公开的方面的包括血管内设备的管腔内感测系统的图解性侧视图，所述血管内设备包括导电构件和导电带。
具体实施方式
为了促进对于本公开的原理的理解，现在将参考附图所示的实施例，并且将使用特定语言来描述这些实施例。然而，应理解，并不旨在限制本公开的范围。对所描述的设备、系统和方法的任何改变和进一步修改以及对本公开的原理的任何进一步的应用被完全预期并且被包括在本公开内，正如本公开所涉及的技术领域的技术人员所通常会进行的那样。特别地，完全预期，关于一个实施例所述的特征、部件和/或步骤可与关于本公开的其他实施例所述的特征、部件和/或步骤相结合。然而，为了简洁起见，将不会单独地描述这些组合的多个迭代。
图1是根据本公开的一些实施例的示例性血管内系统100的图解性示意视图。对于出于处置目的患者分层，血管内系统100可以被配置为执行脉管80(例如，动脉、静脉等)中的脉搏波速度(PWV)测量，血管内系统100可以被称为分层系统。例如，肾动脉中的PWV确定可以用于确定患者是否适合于肾动脉去神经支配。血管内系统100可以包括可以被定位在脉管80内的血管内设备110、接口模块120、具有至少一个处理器140和至少一个存储器150的处理系统130、以及显示器160。
在一些实施例中，系统100可以被配置为执行身体部分内的脉管80中的脉搏波速度(PWV)确定。血管内系统100可以被称为分层系统，其中，PWV可以用于出于处置目的患者分层。例如，肾动脉中的PWV确定可以用于确定患者是否适合于肾动脉去神经支配。基于PWV确定，血管内系统100可以用于将一个或多个患者分类成分别与肾脏去神经支配的预测的治疗益处的不同程度相关联的组。预期了任何合适数量的组或类别。例如，基于PWV，组可以包括分别针对具有治疗益处来自肾脏去神经支配的低、中和/或高可能性的那些患者。基于分层或分类，系统100可以对一个或多个患者是肾脏去神经支配的合适候选的程度进行推荐。
脉管80可以表示流体填充或环绕的结构(自然和人造的)。脉管80可以在患者的身体内。脉管80可以是血管，诸如患者的血管系统的动脉或静脉，包括心脏脉管系统、外周脉管系统、神经脉管系统、肾脏脉管系统、和/或身体内部的任何其他合适的管腔。例如，血管内设备110可以用于检查任何数量的解剖位置和组织类型，包括但不限于器官，包括肝脏、心脏、肾脏、胆囊、胰腺、肺脏；管道；肠；神经系统结构，包括大脑、硬脊膜囊、脊髓和外周神经；泌尿道；以及心脏内的瓣膜、心脏的腔室或其他部分、和/或身体的其他系统。除了自然结构之外，血管内设备110可以用于检查人造结构，例如但不限于心脏瓣膜、支架、分流器、过滤器和其他设备。脉管80的壁定义流体在脉管80内流过的管腔82。
脉管80可以位于身体部分内。当脉管80是肾动脉时，患者身体部分可以包括腹部。通常，脉管80可以位于患者身体的任何部分内，包括头部、颈部、胸部、腹部、臂部、腹股沟、腿部等。
在一些实施例中，血管内设备110可以包括柔性细长构件170，诸如导管、导丝、或引导导管、或可以被插入到患者的脉管80内的其他长、细的柔性结构。在一些实施例中，脉管80是如在图2所示的肾动脉81。虽然本公开的血管内设备110的图示的实施例具有定义血管内设备110的外径的圆形横截面轮廓的圆柱体轮廓，但是在其他实例中，血管内设备的全部或部分可以具有其他几何横截面轮廓(例如，卵形、矩形、正方形、椭圆形等)或非几何横截面轮廓。在一些实施例中，血管内设备110可以包括或不包括沿着其长度的全部或部分延伸以便接收和/或引导其他仪器的管腔。如果血管内设备110包括管腔，则管腔可以相对于血管内设备110的横截面轮廓居中或偏移。
血管内设备110或其各种部件可以由各种材料制造，通过非限制性示例的方式，包括塑料、聚四氟乙烯(PTFE)、聚醚嵌段酰胺(PEBAX)、热塑性塑料、聚酰亚胺、硅树脂、弹性体、金属(诸如不锈钢、钛、诸如镍钛诺的形状记忆合金)、和/或其他生物相容性材料。此外，血管内设备可以以各种长度、直径、尺寸和形状进行制造，包括导管、导丝、导管与导丝的组合等。例如，在一些实施例中，柔性细长构件170可以被制造为具有范围在大约115cm-185cm内的长度。在一个具体实施例中，柔性细长构件170可以被制造为具有大约135cm的长度。在一些实施例中，柔性细长构件170可以被制造为具有范围在0.35mm-2.67mm(1Fr-8Fr)内的外横向尺寸或直径。在一个实施例中，柔性细长构件170可以被制造为具有2mm(6Fr)或更小的横向尺寸，由此允许血管内设备110被配置用于插入到患者的肾脏脉管系统内。这些示例性尺寸仅被提供用于说明性目的，并不旨在进行限制。一般地，血管内设备110被定尺寸并且被成形为使得它可以在患者的脉管系统(或(一个或多个)其他内部管腔)内部进行移动，使得脉管80的流量和/或压力和横截面面积可以从脉管80内进行监测。
在一些实施例中，血管内设备110包括沿着柔性细长构件170的长度设置的传感器204。在一个实施例中，传感器204可以设置在柔性细长构件170的远端处。传感器204可以被配置为收集关于脉管80内的状况的数据。
在一个实施例中，传感器204可以被配置为采集血管内血流数据。例如，传感器204可以设置在导丝上。传感器204可以是电子、机电、机械、光学和/或其他合适类型的传感器。在一些实施例中，传感器204可以被配置为测量患者的血管内的血流的速度。例如，在传感器204是流量传感器的实施例中，由传感器204获得的流量数据可以用于计算生理变量，诸如冠状动脉血流储备(CFR)、血管血流储备(vFR)和肾血流储备(RFR)。在一些示例中，由压力传感器获得的压力数据也可以用于计算生理压力比率(例如，FFR、iFR、Pd/Pa或任何其他合适的压力比率)。
在其他实施例中，传感器204可以被配置为获得用于生成血管内超声(IVUS)图像的IVUS数据。在其他实施例中，传感器204可以是其他类型的成像传感器，诸如心内超声心动图(ICE)、光学相干断层扫描(OCT)或血管内光声(IVPA)成像传感器。在示例中，成像传感器可以包括一个或多个超声换能器元件，包括超声换能器元件的阵列。
传感器204可以被配置为监测脉管80内的压力。例如，传感器204可以周期性地测量脉管80内部的传感器204的位置处的流体(例如，血液)的压力。在示例中，传感器204可以是电容式压力传感器，或特别地，电容式MEMS压力传感器。在另一示例中，传感器204可以是压阻式压力传感器。在另一示例中，传感器204可以是光学压力传感器。在一些实例中，传感器204可以包括与在商用压力监测元件中见到的那些相似或相同的部件，诸如均可从Volcano Corporation获得的PrimeWire 压力导丝、压力导丝和XT压力和流导丝。在一些实例中，传感器204可以包括与可从KoninklijkePhilips N.V.获得的OmniWire压力导丝、Verrata压力导丝和/或Verrata Plus相似或相同的部件。在一些实施例中，血压测量可以用于识别和/或量化穿过脉管的脉搏波。
传感器204可以被容纳在血管内设备110的主体内。传感器204可以被圆周地设置在血管内设备110的远侧部分周围。在其他实施例中，传感器204沿着血管内设备110线性地进行设置。传感器204可以包括一个或多个换能器元件。传感器204可以是沿着血管内设备110的长度可移动的，和/或被固定在沿着血管内设备110的长度的固定位置中。传感器204可以是血管内设备110的传感器的平面或其他合适形状的阵列的部分。在一些实施例中，柔性细长构件170的外径等于或大于传感器204的外径。在一些实施例中，柔性细长构件和传感器204的外径等于或小于1mm，这可以帮助最小化血管内设备110对脉管80内的流量和/或压力测量的影响。特别地，由于肾动脉一般具有大约5mm的直径，血管内设备110的1mm外径可以阻塞小于脉管的4％。在一些实施例中，导丝可以至少部分地延伸通过导管的管腔并定位在导管的管腔内，使得导管和导丝是同轴的。
处理系统130可以与血管内设备110通信。例如，处理系统130可以通过接口模块120与血管内设备110(包括传感器204)通信。处理器140可以包括任何数量的处理器，并且可以发送命令和接收来自血管内设备110的响应。在一些实施方式中，处理器140控制通过传感器204对脉管80内的流量和/或压力的监测。特别地，处理器140可以被配置为触发传感器204的激活以在特定时刻测量流量和/或压力。来自传感器204的数据可以由处理系统130的处理器接收。在其他实施例中，处理器140与血管内设备110物理地分开，但是与血管内设备110通信(例如，经由无线通信)。在一些实施例中，处理器被配置为控制传感器204。
处理器140可以包括具有功率、输入和输出引脚的能够执行逻辑功能(诸如命令传感器204以及接收和处理数据)的集成电路。处理器140可以包括以下各项中的任何一项或多项：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等价的分立的或集成的逻辑电路。在一些示例中，处理器140可以包括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA、以及其他离散或集成的逻辑电路的任意组合。本文中归属于处理器140的功能可以被实施为软件、固件、硬件或其任意组合。
处理系统130可以包括运行用于实施本文中描述的脉搏波速度确定方法以及其他功能的可编程代码指令的一个或多个处理器或可编程处理器单元。处理系统130可以被集成在计算机和/或其他类型的基于处理器的设备内。例如，处理系统130可以是控制台、平板电脑、手提电脑、手持设备、或用于生成控制信号以控制或指导血管内设备110的操作的其他控制器的部分。在一些实施例中，用户可以编排或指导血管内设备110的操作和/或显示器160的控制方面。在一些实施例中，处理系统130可以与血管内设备110直接通信(例如，无需接口模块120)，包括经由有线和/或无线通信技术。
此外，在一些实施例中，接口模块120和处理系统130被共同定位，和/或是相同系统、单元、底盘或模块的部分。接口模块120和处理系统130一起组装、处理和呈现传感器数据，以便在显示器160上显示为图像。例如，在各种实施例中，接口模块120和/或处理系统130生成配置传感器204的控制信号，生成激活传感器204的信号，执行传感器数据的计算，执行传感器数据的放大、滤波和/或聚合，并且将传感器数据格式化为用于显示的图像。这些任务和其他任务的分配可以以各种方式在接口模块120与处理系统130之间进行分布。特别地，处理系统130可以使用接收到的血管内数据来计算脉管80内部的流体(例如，血液)的脉搏波速度。接口模块120可以包括被配置为便于控制信号从处理系统130到血管内设备110的传输、以及血管内数据从血管内设备110到处理系统130的传输的电路。在一些实施例中，接口模块120可以为传感器204提供功率。在一些实施例中，接口模块可以在传输到处理系统130之前对血管内数据执行信号调节和/或预处理。
处理系统130可以与心电图(ECG)控制台通信，该控制台被配置为从被定位在患者上的电极获得ECG数据。例如，ECG系统电极可以定位在患者身体的皮肤上。ECG信号表示心脏的电活动，并且可以用于识别患者的心动周期和/或其部分。在一些实例中，处理系统130可以基于由血管内设备110获得的血管内数据是在整个心动周期还是其一部分内获得而利用不同的公式来计算PWV。ECG数据可以用于识别之前的、当前的或下次的(一个或多个)心动周期的开始和结束、收缩期的开始和结束、舒张期的开始和结束、以及心动周期的其他部分。一般地，ECG信号的一个或多个可识别特征(包括但不限于P-波的开始、P-波的峰、P-波的结束、PR间隔、PR段、QRS波群的开始、R-波的开始、R-波的峰、R-波的结束、QRS波群(J-点)的结束、ST段、T-波的结束、T-波的峰和T-波的结束)可以用于选择心动周期的相关部分。ECG控制台可以包括与在商用ECG元件(诸如可从Koninklijke Philips N.V.获得的PageWriter心电图系统)中见到的那些相似或相同的特征。
各种外围设备可以实现或改进处理系统130的输入和输出功能。这样的外围设备可以包括但不一定限于标准输入设备(诸如鼠标、操纵杆、键盘等)、标准输出设备(诸如打印机、扬声器、投影仪、图形显示屏幕等)、CD-ROM驱动器、闪存驱动器、网络连接、以及处理系统130与血管内系统100的其他部件之间的电连接。通过非限制性示例的方式，处理系统130可以操纵来自血管内设备110的信号，以在显示器160上生成表示采集的流量数据、压力数据、成像数据、PWV计算和/或其组合的图像。这样的外围设备也可以用于下载包含处理器指令以实现血管内设备110和/或处理系统130的一般操作的软件，以及用于下载软件实施的程序以执行操作来控制例如被耦合到血管内设备110的任何辅助设备的操作。在一些实施例中，处理系统130可以包括在宽范围的集中或远程分布式数据处理方案中采用的多个处理单元。
存储器150可以是半导体存储器，例如，只读存储器、随机存取存储器、FRAM或NAND闪速存储器。存储器150可以与处理器140和相关联的处理器接口连接，使得处理器140可以向存储器150写入和从存储器150读取。例如，处理器140可以被配置为从血管内设备110和/或接口模块120接收数据，并且将该数据写入存储器150。以此方式，一系列数据读数可以被存储在存储器150中。处理器140可以能够执行其他基本存储器功能(诸如擦除或重写存储器150，检测存储器150何时是满的)、以及与管理半导体存储器相关联的其他常见功能。
图2是根据本公开的方面的被定位在患者的肾动脉内的血管内设备的图解性视图。图2图示了被设置在人类肾脏解剖结构内的图1的血管内设备110。人类肾脏解剖结构包括肾脏10，肾脏10由右和左肾动脉81供应氧合血液，右和左肾动脉81在肾脏孔口92处从腹主动脉90分出来进入肾脏10的肾门95。腹主动脉90将肾动脉81连接到心脏(未示出)。去氧血液经由肾脏静脉101和下腔静脉111从肾脏10流到心脏。
左和右肾脏丛束或神经121分别环绕左和右肾动脉81。解剖地，肾脏神经121形成环绕肾动脉81的外膜组织内的一个或多个丛束。出于本公开的目的，肾脏神经被定义为任何个体神经或神经的丛束和神经节，其向和/或从肾脏10传导神经信号，并且解剖地位于肾动脉81的表面、肾动脉81从主动脉90分出来的腹主动脉90的部分上、和/或在肾动脉81的下分支上。贡献于丛束的神经纤维来自腹腔神经节、内脏最下神经、主动脉肾神经节和主动脉丛束。肾脏神经121与相应的肾动脉密切相关联地延伸到相应的肾脏10的物质内。神经分布有肾动脉到肾脏10的脉管、肾小球和小管的分支。每个肾脏神经221一般在肾脏的肾门95的区域中进入每个相应的肾脏10，但是可以在任何位置(包括肾动脉81或肾动脉81的分支进入肾脏10的位置)处进入肾脏10。
在图2中另外显示的是参考图1描述的血管内设备110。血管内设备110的柔性细长构件170被示为延伸通过腹主动脉并进入左肾动脉81。在备选实施例中，血管内设备110也可以被定尺寸并且被配置为行进通过下肾脏脉管115。具体地，血管内设备110被示为延伸通过腹主动脉并进入左肾动脉81。在备选实施例中，导管也可以被定尺寸并且被配置为行进通过下肾脏脉管115。
适当的肾脏功能对维持心血管系统稳态以便避免高血压状况是必要的。钠的排泄对维持适当的细胞外流体体积和血液体积并且最终控制这些体积对动脉压力的影响是关键的。在稳态状况下，动脉压力升高到导致尿排出与水和钠摄入之间的平衡的压力水平。如果异常的肾脏功能引起过度的肾脏钠和水保持，如在通过肾脏神经121的肾脏的交感神经过度刺激的情况下发生的，动脉压力将会增加到维持钠排出等于摄入的水平。在高血压患者中，钠摄入与排除之间的平衡以升高的动脉压力(部分地由于通过肾脏神经121的肾脏的交感神经刺激)为代价来实现。肾脏去神经支配可以通过阻断或抑制肾脏10的传出和传入交感神经活动来帮助减轻高血压的症状和后遗症。
在一些实施例中，图1中的脉管80可以是与图2的动脉81一致的肾脏脉管，并且脉搏波速度是在肾动脉中确定的。处理系统130可以确定肾动脉中的脉搏波速度(PWV)。处理系统130可以基于肾动脉中的脉搏波速度来确定肾脏去神经支配治疗推荐。例如，可以基于PWV测量来选择更可能或更不可能在治疗上受益于肾脏去神经支配的患者。在这方面，至少基于肾脏脉管中的血液的PWV，处理系统130可以执行针对肾脏去神经支配的患者分层。
图3是例如可以包括在图1的血管内设备中的示例传感器组件251的图解性横截面视图。更具体地，图3图示了包括感测部件112和声学匹配层252的传感器组件251。感测部件112和/或声学匹配层252的全部或部分可以定位在壳体内。如通过图1所示的感测部件204的位置所指示的，传感器组件251可以被包括在血管内设备102的远侧部分中，使得感测部件112的表面272面向远侧。
如图3所示，感测部件112包括近侧表面270、相对的远侧表面272和侧表面274。在一些实施例中，近侧表面270、远侧表面272或侧表面274中的一个或多个可以涂覆在绝缘层276中。绝缘层276可以由可以例如沉积在一个或多个表面上的聚对二甲苯形成。绝缘层276可以另外地或备选地由任何其他合适的绝缘材料形成。在一些实施例中，绝缘层276可以防止在其他情况下可能由感测部件112的导电部分与壳体之间的接触引起的短路(例如，电气故障)，该壳体可以利用金属形成并且至少部分地围绕感测部件112(例如，感测部件112的侧面)。如本文所使用的，在感测部件112的远端被绝缘层276覆盖的实施例中，对远侧表面272的提及包含绝缘层276，在感测部件112的近端被绝缘层276覆盖的实施例中，对近侧表面270的提及包含绝缘层，并且在感测部件112的侧面被绝缘层276覆盖的实施例中，对侧表面274的提及包含绝缘层，除非另有说明。
在一些实施例中，感测部件112可以包括换能器元件(诸如在远侧表面272上的超声换能器元件)，使得换能器元件面向远侧并且可以由感测部件112使用以获得对应于感测部件112远侧的结构的传感器数据。感测部件112可以另外地或备选地包括在近侧表面270上的换能器元件，使得换能器面向近侧并且可以用于获得对应于感测部件近侧的结构的传感器数据。在一些实施例中，换能器元件可以另外地或备选地定位在感测部件112的侧表面274上(例如，在周边或圆周上)。
如进一步图示的，感测部件112耦合到多丝线导体束230。多丝线导体束230的至少部分(例如，远侧部分)可以延伸通过感测部件112被定位在其中的壳体。在一些实施例中，多丝线导体束230和感测部件112可以物理地(例如，机械地)耦合。此外，多丝线导体束230的一个或多个丝线(例如，导电构件)可以与感测部件112电耦合(例如，电连通)。特别地，多丝线导体束230的一个或多个丝线可以耦合到感测部件112的诸如换能器(例如，超声换能器)的元件，并且可以向该元件提供功率、控制信号、电接地或信号返回等。如上所述，这样的元件可以定位在传感器的远侧表面272上。在这方面，在一些实施例中，多丝线导体束230的一个或多个丝线可以延伸通过感测部件112中(例如，至少在近侧表面270中)的切口或孔，以与传感器的远侧表面272上的元件建立电连通。丝线可以另外地或备选地缠绕在侧表面274周围，以与远侧表面272上的元件建立电连通。此外，在一些实施例中，多丝线导体束230的丝线可以终止于和/或电耦合到感测部件112的近侧表面270(例如，近侧表面270上的元件)。此外，在一些实施例中，例如，多丝线导体束230的丝线的子集可以延伸到远侧表面272和/或电耦合到远侧表面272处的元件，而丝线的不同子集可以电耦合到近侧表面270处的元件。
在一些实施例中，多丝线导体束230可以涂覆在绝缘层276中。在一些实施例中，例如，多丝线导体束230和感测部件112可以在被定位在壳体中之前在子组件中耦合在一起。在这样的实施例中，可以将绝缘层276施加(例如，涂覆和/或沉积)到整个子组件上，从而在感测部件112和多丝线导体束230两者上产生绝缘层276。
在一些实施例中，声学匹配层252可以定位在感测部件112的远侧表面272上(例如，上方)。特别地，声学匹配层252可以直接设置在感测部件112上，或声学匹配层252可以设置在涂覆感测部件112的绝缘层276上。此外，声学匹配层252可以设置在位于感测部件(例如，远侧表面272)上的换能器元件(例如，超声换能器元件)和/或与换能器元件通信的多丝线导体束230的导电丝线的至少部分上(诸如延伸通过孔或沿着感测部件112的侧面延伸的丝线)。为此目的，声学匹配层252可以接触和/或至少部分地围绕传导丝线和/或换能器元件的部分。此外，声学匹配层252可以提供与感测部件112(例如，与感测部件112的超声换能器)的声学匹配。例如，声学匹配层252可以最小化超声换能器与感测介质(诸如血管内设备102被定位在其内的流体和/或管腔)之间的声阻抗失配。在这方面，声学匹配层252可以由任何合适的材料(诸如聚合物或粘合剂)形成，以提供与感测部件112的声学匹配。位于远侧表面272上的声学匹配层252的部分可以包括与位于侧表面274和/或近侧表面270上的声学匹配层的部分相同的材料和/或由与位于侧表面274和/或近侧表面270上的声学匹配层的部分相同的材料形成。此外，在传感器组件251的组装期间，可以在感测部件112定位在壳体内之前或之后将声学匹配层252施加到感测部件112。在这方面，位于远侧表面272上的声学匹配层252的部分和位于侧表面274和/或近侧表面270上的声学匹配层的部分可以在相同或不同的步骤中包括在传感器组件251中。此外，除了形成声学匹配层252的一种或多种材料之外，声学匹配层252还可以经由声学匹配层252的一个或多个维度提供与感测部件112的声学匹配。
在一些实施例中，传感器组件251可以包括无创伤远侧尖端。在一些实施例中，远侧尖端可以包括与声学匹配层252相同的材料。在一些实施例中，远侧尖端可以包括与声学匹配层252不同的材料。另外地或备选地，远侧尖端可以由一层或多层材料形成。该层可以包括不同的材料和/或不同的配置(例如，形状和/或轮廓、厚度等)。此外，远侧尖端可以布置成覆盖感测部件112的远侧表面272。在一些实施例中，远侧尖端还可以覆盖壳体的远端272，感测部件112至少部分地定位在该远端中。此外，虽然远侧尖端可以是圆顶形状，但是实施例不限于此。在这方面，远侧尖端可以包括扁平轮廓或任何合适的形状。在一些实施例中，整个感测部件112可以定位在壳体内(例如，由壳体的连续表面围绕)。
图4是根据本公开的方面的处理器电路的示意图。处理器电路410可以被实施在图1的处理系统130中。在示例中，处理器电路410可以与系统100内的管腔内成像设备110和/或显示器160通信。处理器电路410可以包括处理器和/或通信接口。一个或多个处理器电路410被配置为执行本文描述的操作。如图所示，处理器电路410可以包括处理器460、存储器464和通信模块468。这些元件可以例如经由一个或多个总线彼此直接或间接通信。
处理器460可以包括被配置成执行本文描述的操作的CPU、GPU、DSP、专用集成电路(ASIC)、控制器、FPGA、另一硬件设备、固件设备、或其任何组合。处理器460还可以被实施为计算设备的组合，例如，DSP和微处理器的组合、多个微处理器、与DSP内核的结合的一个或多个微处理器、或任何其他这样的配置。
存储器464可以包括高速缓存存储器(例如，处理器460的高速缓存存储器)、随机存取存储器(RAM)、磁阻RAM(MRAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪存存储器、固态存储器设备、硬盘驱动器、其他形式的易失性和非易失性存储器、或不同类型的存储器的组合。在实施例中，存储器464包括非瞬态计算机可读介质。存储器464可以存储指令466。指令466可以包括在由处理器460执行时使处理器460执行本文参考设备110和/或处理系统130(图1)描述的操作的指令。指令466还可以被称为代码。术语“指令”和“代码”应当被广义地解释为包括任何类型的(一个或多个)计算机可读语句。例如，术语“指令”和“代码”可以是指一个或多个程序、例程、子例程、函数、流程等。“指令”和“代码”可以包括单个计算机可读语句或许多计算机可读语句。
通信模块468可以包括任何电子电路和/或逻辑电路，以促进处理器电路410、设备110和/或显示器160之间的数据的直接或间接通信。在这方面，通信模块468可以是输入/输出(I/O)设备。在一些实例中，通信模块468促进处理器电路410和/或设备110(图1)和/或处理系统130(图1)的各种元件之间的直接或间接通信。
图5是根据本公开的方面的X射线荧光透视图像510、血管内数据530和由血管内设备的运动定义的路径540之间的关系的图解性视图。图5描述了将包括血管内图像的血管内数据530与患者的解剖结构的相同区域的一个或多个荧光透视图像510上的对应位置共配准的方法。参考图5描述的步骤、原理和/或方法可以被描述为共配准过程。备选地，共配准过程可以被称为共配准流程。共配准过程可以由系统的处理器电路(即，处理器电路410)执行。通过执行图5中描述的共配准过程，处理器电路可以确定接收到任何数据的位置或定位，并确定患者解剖结构内的任何位置之间的距离。
当医师利用血管内设备520执行拉回时，例如，当血管内设备520移动通过解剖结构的血管时，可以利用X射线设备对患者解剖结构进行成像。血管内设备可以基本上类似于参考图1描述的血管内设备。在一些实施例中，可以在患者脉管系统内不存在造影剂时获得荧光透视图像510。这样的实施例由图5中的荧光透视图像510示出。血管内设备520的不透射线部分在荧光透视图像510内是可见的。荧光透视图像510可以对应于荧光透视图像的连续图像流，并且可以在患者解剖结构暴露于减少剂量的X辐射时获得。应注意，可以利用相对于患者解剖结构以任何合适的角度定位的X射线源和X射线探测器来采集荧光透视图像510。该角度由角度590示出。
血管内设备520可以是任何合适的血管内设备。当血管内设备520移动通过患者脉管系统时，X射线成像系统可以采集示出血管内设备520的不透射线部分的多个荧光透视图像510。以这种方式，图5所示的每个荧光透视图像510可以描绘被定位在不同位置处的血管内设备520，使得处理器电路可以随时间跟踪血管内设备520的位置。
当血管内设备520被拉动通过患者脉管系统时，它可以采集血管内数据530。在示例中，图5所示的血管内数据530可以是IVUS图像。然而，血管内数据可以是任何合适的数据，包括IVUS图像、压力和流量数据、OCT图像、血管内光声(IVPA)图像、或与血压、血流、管腔结构或在血管内设备的拉回期间采集的其他生理数据有关的任何其他测量结果或度量。
当医师拉动血管内设备520通过患者脉管系统时，由血管内设备520采集的每个血管内数据点530可以与荧光透视图像510中的患者解剖结构内的位置相关联，如通过箭头561所指示的。例如，图4所示的第一IVUS图像530可以与第一荧光透视图像510相关联。第一IVUS图像530可以是由血管内设备520在脉管系统内的位置处采集的图像，如由图像510内的血管内设备520示出的第一荧光透视图像510中所描绘的。类似地，额外的IVUS图像530可以与额外的荧光透视图像510相关联，该额外的荧光透视图像示出了在图像510内的新位置处的血管内设备520，等等。处理器电路可以通过任何合适的方法来确定血管内设备520在每个采集的X射线图像510内的位置。例如，处理器电路可以执行各种图像处理技术，诸如不透射线标记物的边缘识别、用于确定亮像素和暗像素之间的过渡的逐像素分析、滤波或用于确定成像设备520的位置的任何其他合适的技术。在一些实施例中，处理器电路可以使用各种人工智能方法(包括诸如神经网络的深度学习技术或任何其他合适的技术)来识别成像设备520在X射线图像510内的位置。
可以在血管内设备拉回期间采集任何合适数量的IVUS图像或其他血管内数据点530，并且可以获得任何合适数量的荧光透视图像510。在一些实施例中，可以存在荧光透视图像510和血管内数据530的一对一比率。在其他实施例中，可以存在不同数量的荧光透视图像510和/或血管内数据530。将血管内数据530与一个或多个X射线图像共配准的过程可以包括与标题为“VASCULAR IMAGE CO-REGISTRATION”并于2006年1月11日提交的的美国专利US 7930014中描述的那些特征类似的一些特征，通过引用将该专利整体并入本文。共配准过程还可以包括与美国专利US 8290228、美国专利US 8563007、美国专利US 8670603、美国专利US 8693756、美国专利US 8781193、美国专利US 8855744和美国专利US10076301中描述的那些特征类似的一些特征，也通过引用将所有这些专利整体并入本文。
系统100可以另外生成由血管内设备520在X射线荧光透视图像510内的位置限定的基于荧光透视的2D途径540。如荧光透视图像510所示，血管内设备520在拉回期间的不同位置可以限定二维途径540，如通过箭头560所示。基于荧光透视的2D途径540反映了血管内设备520的一个或多个不透射线部分在它移动通过患者脉管系统时的路径，如由X射线成像设备从角度590观察到的。基于荧光透视的2D途径540定义如由采集荧光透视图像510的X射线设备测量的路径，并且因此示出来自采集荧光透视图像的相同角度590的路径。换句话说，2D途径540描述了设备所遵循的3D路径在成像角度590处到成像平面上的投影。在一些实施例中，可以通过检测到的血管内设备520在荧光透视图像510中的位置的平均值来确定途径540。例如，在被选择用于呈现的任何荧光透视图像510中，途径540可能不与导丝精确重合。
如通过箭头562所示，因为二维路径540是基于荧光透视图像510生成的，所以沿着二维路径540的每个位置可以与一个或多个荧光透视图像510相关联。作为示例，在沿着路径540的位置541处，第一荧光透视图像510可以描绘在该相同位置541处的血管内设备520。另外，因为还如通过箭头561所示的那样在荧光透视图像510与血管内数据530之间建立了对应关系，所以血管内数据530(诸如所示的第一IVUS图像)还可以如通过箭头563所示的那样与沿着路径540的位置541相关联。
最后，基于血管内设备520在荧光透视图像510内的位置生成的路径540可以被叠加到任何合适的荧光透视图像511(例如，荧光透视图像流中的荧光透视图像510之一)上。以这种方式，沿着荧光透视图像511上显示的路径540的任何位置可以与IVUS数据(诸如IVUS图像530)相关联，如通过箭头564所示。例如，图4所示的IVUS图像530可以与所示的荧光透视图像510同时被采集，并且两者可以彼此相关联，如通过箭头561所示的。然后，荧光透视图像510可以指示血管内设备520沿着路径540的位置，如通过箭头562所示的，因此将IVUS图像530与沿着路径540的位置541相关联，如通过箭头563所示的。最后，可以通过将路径540与相关联的数据叠加在荧光透视图像511上而将IVUS图像530与荧光透视图像510内的它被采集的位置相关联。途径540本身可以或可以不显示在图像511上。
在图5所示的实施例中，共配准的IVUS图像与在没有造影的情况下获得的荧光透视图像之一相关联，使得获得IVUS图像的位置相对于沿着导丝的位置是已知的。在其他实施例中，共配准的IVUS图像与利用造影获得的X射线图像(其中，脉管是可见的)相关联，使得获得IVUS图像的位置相对于沿着脉管的位置是已知的。
在一些方面中，可以从相对于患者解剖结构的多于一个角度获得管腔外图像。在这方面，可以更详细地知道在成像过程期间脉管和/或导丝的形状和位置。例如，通过从不同角度获得两个或更多个管腔外图像，可以获得设备的路径的两个或更多个投影。这两个或更多个投影允许脉管的三维解剖结构被确定。在一些方面中，可以基于两个或更多个投影来生成和显示脉管的3D视图或模型。在一些方面中，使用两个或更多个投影来确定3D解剖结构可以改进距离测量准确性。此外，3D解剖结构还可以改进与脉管的缩短有关的误差。在一些方面中，获得脉管的3D解剖结构可以包括与用于获得介入前采集的计算机断层摄影(CT)或磁共振(MR)图像的技术或流程类似的技术或流程。
图6A是根据本公开的方面的管腔600内的血管内设备610的图解性视图。
在一些示例中，血管内设备610可以类似于参考图1描述的设备110。在这方面，血管内设备610可以是血流测量设备、压力感测设备、管腔内成像设备或任何其他设备。在参考图6A描述的示例中，设备610可以是血流测量设备。
图6A所示的管腔600可以是任何合适的管腔。例如，管腔600可以类似于参考图1描述的脉管80。在这方面，管腔600可以是患者的身体管腔。在参考图6A描述的示例中，管腔600可以是血管。在一些实施例中，管腔600可以对应于肾动脉，诸如参考图2描述的肾动脉81。
如图6A所示，血管内设备610可以包括各种部件。例如，在一些实施例中，设备610可以包括引导导管620。设备610可以包括被配置为定位在患者的身体管腔内的柔性细长构件。柔性细长构件还可以被配置为定位在引导导管620内。
血管内设备610还可以包括传感器604。传感器604可以类似于参考图1描述的传感器204。在这方面，传感器604可以采集对应于管腔600内的血液压力的数据、与管腔600内的血液速度有关的流量数据、管腔600的血管内图像数据或任何其他数据。如图6A所示，传感器604可以定位在设备610的远端处。然而，在其他实施例中，传感器604可以被定位在沿着柔性细长构件的任何合适的位置处，或在设备610的任何其他位置处。
如已经描述的，在诊断流程期间，血管内设备610可以定位在脉管(例如，管腔600)内。诊断流程也可以被称为拉回流程。在一些实施例中，设备610可以被定位成使得设备610的传感器604被定位在管腔600的某个远侧位置690处。然后，当设备610在近侧方向上移动时，执行拉回流程的医师可以引导系统100采集血管内数据。在一些实施例中，医师可以初始地将血管内设备定位在管腔600内的近侧位置处，并且在采集血管内数据的同时在远侧方向上移动设备。
图6A中的设备610的位置可以表示设备610在时间T1的位置的定位。该时间T1可以对应于诊断流程或拉回的初始阶段。在一些实施例中，图6A中的时间T1和设备610的对应位置可以是指拉回流程的任何时间。例如，图6A中的设备610的位置可以图示当设备610在运动中时在拉回流程期间的时间快照处的设备610的位置。如图6A所示，设备的传感器604定位在位置690处。沿着管腔600的位置690由指示符691识别。
图6B是根据本公开的方面的管腔600内的血管内设备610的图解性视图。图6B所示的设备610可以是图5A所示的相同设备610，但是在不同的时间T2处。以这种方式，图5A和5B的比较可以图示设备610在管腔600内的移动。
如图6B所示，设备610可以包括相同的部件以及任何其他部件，包括引导导管620和传感器604。然而，如图6B所示，设备610可能已经在近侧方向上移动到新位置。例如，设备610的传感器604可以定位在管腔600内的位置692处。位置692可以在位置690的近侧。位置692可以由指示符691进一步识别。
位置690和相关联的指示符691也可以显示在图6B中。位置690和692之间的距离测量结果可以由处理器电路410计算。该距离测量结果可以由图6B中的指示符694识别。指示符694可以识别设备610(例如，设备610的传感器604)在图5A的时间T1与图6B的时间T2之间行进的距离。基于位置690和692以及时间T1和T2，还可以确定设备610的速度测量结果。
在图6B中还示出了指示符622。指示符622可以识别引导导管620的直径。在一些实施例中，引导导管620可以由不透射线材料构成。在这样的实施例中，因为引导导管620由不透射线材料构成，所以引导导管620可以在管腔外图像(例如，在没有造影的情况下获得的X射线图像)内可见。另外，引导导管620的直径(由指示符622示出)可以是已知的距离测量结果。例如，处理器电路410可以识别或接收对应于引导导管620的直径的测量结果。处理器电路410可以被配置为使用该测量结果(例如，622的直径)作为参考距离测量结果。例如，处理器电路410可以被配置为确定与引导导管620的宽度或直径相关联的像素的数量。基于该像素数量，处理器电路410可以确定管腔外图像内的特征、解剖结构、设备或设备的部件的其他距离测量结果。在一个示例中，可以基于由引导导管620的直径示出的参考距离来确定与血管内设备(例如，设备610)行进的长度相对应的距离测量结果。处理器电路410还可以被配置为以任何其他合适的方式确定管腔外图像内的距离测量结果。
图7A是根据本公开的方面的血管内设备710a的图解性视图。
血管内设备710a可以类似于参考图6A和图6B描述的设备610。血管内设备710a可以包括引导导管730a和传感器704a。血管内设备710a可以另外包括不透射线区域720。不透射线区域720可以设置在沿着设备710a的任何位置处。在一个示例中，如图7A所示，不透射线区域720可以设置在设备710a的远侧区域处。
在一些实施例中，类似于图6B的引导导管620的直径，不透射线区域720的尺寸可以是已知的。例如，区域720在纵向方向上的长度可以是已知的。在一些实施例中，处理器电路410可以确定或接收不透射线区域720的长度。在一些实施例中，处理器电路410可以接收具有来自系统100的用户的输入的该长度。在其他实施例中，处理器电路410可以基于设备710a的类型自动确定该长度。例如，处理器电路410可以在使设备710a与接口模块(诸如参考图1描述的接口模块120)通信时接收输入，包括不透射线区域720的长度测量结果。
如参考图6B的引导导管620的直径622所描述的，设备710a的不透射线区域720的已知长度可以用作处理器电路410的参考距离。具体地，处理器电路410可以确定与在没有造影的情况下获得的X射线图像内的不透射线区域720的长度相关联的像素的数量。基于与不透射线区域720的已知长度相关联的像素的数量，处理器电路410可以确定与X射线图像中的像素相关联的距离测量结果。基于该关系，处理器电路410可以基于将这些位置分开的像素的数量来确定X射线图像的任何位置之间的长度。例如，可以基于对应于设备的行进长度的X射线图像(诸如道路图图像(例如，图5的图像511))内的像素的数量来确定血管内设备(诸如设备710a或本公开中描述的任何血管内设备)行进的距离。在一些方面，设备710a的不透射线区域的已知长度还可以改进距离计算准确性。特别地，可以将不透射线区域710a的已知长度与管腔外图像内的观察到的长度进行比较，以校正由缩短引起的距离或长度的误差，这可能是由将脉管或血管内设备的三维结构投影到二维图像上引起的。例如，如果设备710a的不透射线区域的特定长度是已知的，但是在管腔外图像内看起来比预期短，则可以将观察到的长度与已知长度进行比较，以计算在特定管腔外图像中观察到的缩短的程度。
图7B是根据本公开的方面的血管内设备710b的图解性视图。
血管内设备710b可以类似于参考图7A描述的设备710a和/或参考图6A和图6B描述的设备610。血管内设备710b可以类似地包括引导导管730b和传感器704b。血管内设备710b可以另外包括一个或多个不透射线区域。例如，设备710b可以包括不透射线标记物722、不透射线标记物724和不透射线标记物726。这些不透射线标记物722、724和726可以设置在沿着设备710b的任何位置处。在一个示例中，如图7B所示，不透射线标记物722、724和726可以设置在设备710b的远侧区域处。
在一些实施例中，类似于图6B的引导导管620的直径，不透射线标记物722、724和726之间的距离测量结果可以是已知的。具体地，将不透射线标记物722和724分开的长度741可以是已知的。另外，不透射线标记物724与不透射线标记物726之间的长度743可以是已知的。在一些实施例中，不透射线标记物722与传感器704b之间的长度745可以是已知的。在一些实施例中，处理器电路410可以确定或接收不透射线区域720的长度。在一些实施例中，处理器电路410可以从用户或设备710b接收这些距离测量结果(例如，长度741、长度743和/或长度745)，或可以自动确定它们，或通过参考图7A描述的任何方法。这些已知的长度测量结果可以由处理器电路410用作如参考图6A、图6B和/或图7A所描述的参考距离测量结果。另外，这些已知的长度测量结果可以关于如参考图7A所描述的的缩短校正进行使用。
图8是根据本公开的方面的在示出心脏830、主动脉899(例如，腹主动脉)和肾动脉800的患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
在本公开的步骤处，血管内设备802可以定位在患者脉管系统内。具体地，设备802可以被定位成使得设备的传感器804在位置891处被定位在患者脉管系统的肾动脉800内。出于本公开的目的，该位置可以对应于位置A，如图8所示。在一些实施例中，设备802可以类似于任何先前描述的设备。例如，设备802可以共享图1所示的设备、图3的设备或参考图6A、6B、7A和/或7B描述的设备的特性或特征。设备802可以包括柔性细长构件810和传感器804。如前所述，传感器804可以是压力传感器、血液速度或血流量传感器、或成像传感器，诸如IVUS成像组件。在参考图8描述的一个示例中，传感器804将被描述为压力传感器。设备802可以被定尺寸并成形为定位在患者的身体管腔内。
设备802的压力传感器可以定位在肾动脉800内的位置891处。在传感器804定位在位置891处之后，系统的用户或系统的处理器电路(例如，处理器电路410)可以指导传感器804开始采集血管内数据。如上所述，该血管内数据可以是压力数据，或它可以是血流数据或成像数据。当传感器804采集血管内数据时，心脏830可以连续地泵送血液通过患者脉管系统。例如，心脏830可以从心脏泵送血液的多个脉搏或脉搏波通过患者脉管系统。在图8所示的示例中，来自心脏830的脉搏波可以如通过箭头881所示的那样在向下方向上行进，并且然后如通过箭头882所示的那样进入肾动脉。当该脉搏波通过传感器804时，传感器804可以检测肾动脉800内的血液的压力变化。
在一些实施例中，可以通过额外的传感器或数据采集系统来监测患者的心脏830。例如，可以由心脏监测器监测患者的心脏830。心脏监测器可以包括被配置为采集与心脏(包括心脏的个体腔室)的移动有关的数据、心脏内或患者脉管系统内的任何其他位置处的血压数据、血流数据、脉管系统的脉管的度量(包括直径测量结果或横截面积测量结果)、心脏的腔室的度量(包括直径测量结果、横截面积测量结果或体积测量结果)的任何合适的设备或系统。在一些实施例中，心脏监测器可以是心电图(ECG)系统。在一些实施例中，ECG系统可以检测与心脏相关联的电压，该电压对应于从心脏泵送血液的速率。基于这些ECG测量结果，时间T1A 840可以被确定为是血液脉搏波离开心脏830的时间。
类似地，由传感器804采集的压力数据可以与时间数据相关联。例如，离开心脏830的脉搏波到达位置891并被压力传感器804感测到的时间可以是图8所示的时间T2A 842。
基于离开心脏830的脉搏波的测量时间T1A 840和脉搏波到达传感器804的时间T2A842，可以确定脉搏波从心脏830行进到位置891的时间。该时间可以是图8所示的时间TA843。可以通过从时间值T2A减去图8所示的时间值T1A来确定图8所示的时间TA 843。以这种方式，时间TA可以是时间T1A和时间T2A之间的差。
在一些实施例中，脉搏波从心脏830行进到对应于压力传感器804的位置891的距离可以在图8中由指示符844示出。在一些实施例中，设备802的位置可以在一段时间内保持静止。例如，系统的用户可以确保传感器804在肾动脉800内在位置891处静止对应于来自心脏的多个脉搏波的一段时间。例如，系统100的用户可以确保压力传感器804在患者的一个、两个、三个、四个或更多个脉搏波和/或心跳的持续时间内在位置891处保持静止，以确保所收集的数据的准确性。
图9是根据本公开的方面的在示出心脏830、主动脉899和肾动脉800的患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
在如参考图8所描述的那样计算时间TA 843之后，血管内设备802可以被移动到肾动脉800内的不同位置991。位置991可以是沿着肾动脉800在位置891近侧的某个位置。例如，在当前公开的流程期间采集的压力数据可以对应于拉回流程。在这样的实施例中，该系统100的用户可以将设备802定位在远侧位置(例如，位置891)处，并且随后在近侧方向上移动设备802。当设备802移动通过患者脉管系统时，设备802可以连续地采集血管内数据。这样的示例可以在图9中示出。传感器804在位置991处的设备802的位置可以对应于位置B，如图9所示。
在一些实施例中，设备802可以在位置991处保持静止。如先前参考位置891所描述的，传感器804可以在对应于患者的多个脉搏波或心跳的一段时间内在位置991处保持静止。在一些实施例中，系统100的用户可以在任何时间长度内将设备802保持静止，其中，传感器804在位置991处，该时间长度包括与先前描述的位置891相关联的时间长度。在一些方面中，时间长度可以备选地被称为时间量、持续时间或任何其他合适的术语。
当传感器804在位置991处保持静止时，传感器804可以连续地采集压力数据。作为示例，当传感器804定位在位置991处时，心脏830可以发送另一脉搏波通过患者脉管系统。例如，并且如图9所示，心脏830可以发射脉搏波，该脉搏波可以如通过箭头981所示的那样在向下方向上并且如通过箭头982所示的那样沿着肾动脉800行进。类似于参考图8描述的流程，可以确定与脉搏波离开心脏830的时间相对应的时间T1B 940。如前所述，可以基于从ECG系统接收的数据来确定该时间T1B 940。例如，ECG系统可以与系统100的处理器电路通信。在一些实施例中，ECG系统以及与设备802相关联的血管内系统可以与相同的处理器电路(例如，处理器电路410)通信。
当从心脏830发送的脉搏波穿过肾动脉800内的位置991时，压力传感器804可以检测压力的变化。如前所述，可以计算时间T2B 942。时间T2B 942可以对应于在时间T1B 940处离开心脏的脉搏波被位置991处的压力传感器804测量的时间。指示符944可以图示脉搏波从心脏830行进到肾动脉800内的位置991的距离。
基于时间T1B 940和时间T2B 942，可以计算时间TB 943。正如参考图8描述的时间TA 843对应于脉搏波从心脏830行进到位置891所花费的持续时间，时间TB 943对应于脉搏波从心脏830行进到位置991所花费的持续时间。因此，如将参考图10所描述的，脉搏波从位置991行进到位置891所花费的时间可以被计算为时间TA 843(图8)与时间TB 943之间的差。
图10是根据本公开的方面的示出心脏830、主动脉899和肾动脉800的患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
如时间T 1042和指示符1040所示，可以计算位置891和991之间的距离以及脉搏波从位置991行进到位置891的时间。基于这些计算，还可以计算肾动脉800内的脉搏波速度。
如图10所示，可以计算位置891和位置991之间的距离1040。可以基于共配准数据来确定该距离测量结果1040。例如，如先前参考图5所描述的，因为设备(例如，设备802)可以在患者脉管系统内移动同时获得患者脉管系统的相同区域的管腔外图像，所以由血管内设备802采集的数据的位置可以在管腔外图像内是已知的。另外，如参考图7A和图7B所描述的，血管内设备的不透射线部分可以为系统的处理器电路提供参考距离。基于设备的不透射线部分的这些参考距离测量，系统100的处理器电路可以确定管腔外图像内的任何位置之间的距离测量结果。例如，可以根据先前描述的任何共配准方法在管腔外图像内确定设备802的位置891。可以根据相同的方法在相同的管腔外图像内类似地确定设备802的位置991。然后可以计算这两个位置891和991之间的距离。该距离可以被存储和/或显示为距离1040。如图所示，距离1040可以是距离844和距离944之间的差异。
也如图10所示，可以显示时间T 1042。时间T 1042可以是时间TA 843(图8)和时间TB 943(图9)之间的差异。应注意，时间TA和时间TB可以在不同患者之间变化，这取决于患者的解剖结构。例如，时间TA或TB可以分别取决于距离844和/或距离944，距离844和/或距离944可以在不同患者之间变化，并且在脉搏波速度计算流程(诸如本文描述的脉搏波速度计算流程)期间可能是未知的。时间TA和TB还可以取决于患者脉管系统的各种属性，包括患者体内的脉管的弹性、心脏830的属性或患者的任何其他特性。然而，因为确定时间TA和TB之间的差异，所以时间TA或TB的任何误差时(无论是否已知)不存在于时间T 1042中。
脉搏波速度可以是指血液脉搏行进通过脉管的速度。以这种方式，脉搏波速度的单位可以是速度或随时间的距离的单位。在这种情况下，肾动脉800内的脉搏波速度可以通过将距离1040除以时间1042来确定。可以利用任何合适的测量单位来计算脉搏波速度和/或向用户显示脉搏波速度。例如，脉搏波速度可以被计算和/或显示为米每秒、毫米每秒的单位，或通过任何其他速度测量单位来计算。
本公开的方面有利地允许以有利的方式计算移动通过肾动脉的血液脉搏的脉搏波速度。特别地，仅需要血管内设备的一个传感器(例如，压力传感器804、流量传感器或IVUS成像组件)。计算脉搏波速度的先前方法常需要用户将两个血管内传感器定位在肾动脉内，该两个传感器被定位在距彼此固定的已知距离处。通过仅需要一个传感器，本公开允许医师利用更宽范围的设备(包括仅具有单个传感器的设备)来测量脉搏波速度。由于血管内设备在血管内移动(例如，拉回)，单个传感器在血管的至少两个位置处获得血管内数据。由单个传感器获得的血管内数据被共配准到管腔外图像(例如，X射线图像)。可以基于共配准来确定单个传感器获得血管内数据的两个位置之间的距离，并且该距离可以被用于PWV计算中。可以基于由单个传感器获得的血管内数据的波形中的一个或多个可识别特征以及从另一生理传感器(例如，ECG、另一压力传感器等)获得的生理数据的波形中的一个或多个可识别特征来确定在PWV计算中使用的时间。
图11是根据本公开的方面的与时间轴1140相关联并且在血管内设备在肾动脉内移动之前采集的ECG曲线1110和血压曲线1120的图解性视图。图8-10先前描述图示了如何计算对应于血液脉搏波从位置991处的传感器行进到位置891处的传感器所花费的时间量的时间值T。该描述关于单个血液脉搏周期。通过在多个周期内采集时间值，可以使该计算更准确，如参考图11-12所示和所描述的。因此，利用探头在位置A处(图8)采集多个时间值TA1、TA2等，并且利用探头在位置B(图9)处采集多个时间值TB1、TB2等。这些可以被组合(例如，平均或以其他方式组合)以产生时间T 1042。
图11可以图示与参考图8描述的测量和计算相对应的两个数据图。作为示例，参考图8-10描述的ECG系统可以采集诸如图11所示的ECG曲线1110的数据。可以同时获得图11所示的ECG数据和血管内压力数据。在这方面，系统100的处理器电路可以被配置为使血管内数据(包括压力、流量等)与ECG数据同步。ECG曲线1110可以对应于脉搏波速度测量流程期间心脏830(图8-10)的移动。以这种方式，ECG曲线1110可以被描述为周期性波形。如图所示，ECG曲线可以图示当心脏在流程期间跳动时心脏的若干周期。每个周期可以包括表示心房的去极化的P波、表示心室的去极化的QRS波群、以及表示心室的复极化的T波。如图11所示，曲线1110图示了恒定的心率。例如，在周期的一部分处的曲线1110的区域可以在后续周期中重复，并且可以沿着曲线间隔开相等的时间段。作为示例，在ECG曲线1110上示出了点1112。点1112可以被称为周期性波形的特征。该点1112可以对应于R波的峰，例如，由ECG系统检测到的给定心跳周期的最大电压。点1112可以与脉搏波离开心脏的时间相关联。点1112可以与任何其他时间相关联，例如，ECG信号的任何可识别特征(包括但不限于P波的开始、P波的峰、P波的结束、PR间隔、PR段、QRS波群的开始、R波的开始、R波的峰、R波的结束、QRS波群的结束(J点)、ST段、T波的开始、T波的峰和T波的结束)。在一些示例中，点1112可以对应于沿着时间轴1140的时间值。对应于点1112的时间值可以是参考图8描述的时间T1A840。
ECG曲线1110可以与轴1180相关联。轴1180可以图示与ECG曲线1110相关联的值的范围。例如，轴1180可以对应于电压单位，包括以毫伏为单位的值或其他值或单位。
另外在图11中示出的是压力曲线1120。压力曲线1120可以与相同的时间轴1140相关联。压力曲线1120可以被称为周期性波形。沿着压力曲线1120的点1114可以反映由压力传感器(例如，参考图8-10描述的传感器804)针对给定周期检测到的最小压力值。点1114可以被称为周期性波形的特征。类似于ECG曲线1110，压力曲线1120可以包括对应于心跳的多个周期，和/或更具体地，从患者解剖结构的心脏发送的脉搏波。以这种方式，正如ECG曲线1110的点1112，压力曲线1120可以包括类似于压力曲线1120的后续周期中的点1114的多个最小压力点。
如图11所示，压力曲线1120的点1114可以与沿着时间轴1140的时间值相关联。在一些实施例中，点1114可以是压力传感器(例如，压力传感器804)接收或测量脉搏波的时间。点1114可以与任何其他时间相关联，例如，压力曲线1120的任何其他可识别特征，诸如最小值、最大值、重搏切迹、上斜率的开始或结束、下斜率的开始或结束、最大上斜率的位置、最大下斜率的位置。在一些示例中，点1114可以对应于参考图8描述的时间值T2A 842。
压力曲线1120可以与轴1182相关联。轴1182可以图示与压力曲线1120相关联的值的范围。例如，轴1182可以对应于压力单位，包括以mmHg为单位的值或其他值或单位。
在一些实施例中，系统100的处理器电路可以确定与ECG波形1110的点1112相关联的时间值和压力曲线1120的点1114的时间值。可以确定这些时间值之间的差以计算图11所示的时间TA1。在一些实施例中，时间TA1可以对应于参考图8描述的时间TA。
如图11所示，处理器电路可以识别ECG波形1110的任何周期中的点，诸如点1112。类似地，处理器电路可以识别类似于压力曲线1120的任何周期中的点1114的点。基于沿着时间轴1140的这些识别的位置中的任一个，可以针对ECG波形1110或压力曲线1120的周期中的任一个计算类似于时间TA1的时间。作为图11所示的示例，可以在ECG曲线1110中识别和示出类似于点1112的点1115，并且可以在压力曲线1120中示出和识别类似于点1114的点1116。与这些点相关联的时间值的差产生额外的时间值TA2。时间值TA2可以基本上类似于时间值TA1。然而，在一些实施例中，特别是如果患者的心率不是恒定的而是略微变化，则可能存在时间TA2和时间TA1的值的差。类似地，如图11所示，可以分别确定曲线1110和1120的点1117和点1118，并且可以计算额外的时间TA3。类似地，时间TA3可以从时间TA1和TA2两者变化，或可以是相同或相似的。
图11所示的时间TA1、TA2和/或TA3中的任一个可以对应于脉搏波从心脏行进到患者的肾动脉内的压力传感器的位置所花费的时间。在一些实施例中，处理器电路可以被配置为采集多个时间测量结果(诸如时间TA1、TA2和/或TA3)，以增强与脉搏波从心脏行进到压力传感器的位置所花费的持续时间相对应的时间值的准确性。在一些实施例中，时间TA1、TA2和/或TA3可以被平均并定义为脉搏波从心脏行进到压力传感器的位置所花费的时间。如图11所示，可以基于压力传感器在肾动脉内的一个位置处保持静止的持续时间来确定基于压力曲线1120中的曲线1110的点的任何合适的次数。在一些方面，可以以其他方式计算血液波从心脏行进到传感器的时间延迟、或血液波从肾动脉内的两个位置行进所需的时间延迟。例如，时间延迟可以从频域测量结果(诸如经由快速傅里叶变换(FFT))来确定，并且可以基于两个信号在心脏频率处的相位差异来确定。
图12是根据本公开的方面的与时间轴1240相关联并且在血管内设备在肾动脉内移动之后采集的ECG曲线1210和血压曲线1220的图解性视图。
类似于图11，图12可以图示与参考图9描述的测量和计算相对应的两个数据图。可以类似地同时获得图12所示的ECG数据和血管内压力数据。在这方面，系统100的处理器电路可以被配置为使血管内数据(包括压力、流量等)与ECG数据同步。应注意，与压力曲线1120相对于ECG曲线1110的位置相比，压力曲线1220的位置可以相对于ECG曲线1210在时间上移位。这种移位可能是由于当采集图12的数据时压力传感器的位置在当采集图11的数据时压力传感器的位置的近侧。例如，参考图10，用于图11的数据的传感器的位置可以是位置891，并且用于图12的数据的传感器的位置可以是位置991。以这种方式，从心脏到位置991的距离可以小于从心脏到位置891的距离。因此，血液脉搏从心脏行进到位置991所需的持续时间可以小于从心脏行进到位置891所需的时间。该缩短的时间可能导致图12所示的压力曲线1220的移位。该移位也通过箭头1290来图示。
作为示例，先前描述的ECG系统可以采集诸如图12所示的ECG曲线1210的数据。ECG曲线1210可以对应于在脉搏波速度测量流程期间心脏830的移动(图8-10)。ECG曲线1210可以被称为周期性波形。如图所示，ECG曲线1210可以图示当心脏在流程期间跳动时心脏的若干周期。每个周期可以包括参考图11描述的任何去极化和/或复极化周期。曲线1210图示了恒定的心率或变化的心率。类似于沿着ECG曲线1110的点(例如，图11的点1112、1115和1117)的识别，系统可以识别沿着ECG曲线1210的点。例如，点1212可以对应于心动周期的最大电压的时间值。点1212可以被称为周期性波形的特征。点1212可以与脉搏波离开心脏的时间或任何其他时间相关联。在一些示例中，点1212可以对应于沿着时间轴1240的时间值。与点1212相对应的时间值可以是参考图9描述的时间T1B 940。
另外在图12中示出了压力曲线1220。压力曲线1220可以与相同的时间轴1240相关联。压力曲线1220可以被称为周期性波形。沿着压力曲线1220的点1214可以反映由压力传感器(例如，传感器804)针对给定心动周期检测到的最小压力值。点1214可以被称为周期性波形的特征。类似于ECG曲线1210，压力曲线1220可以包括对应于心跳的多个周期，或更具体地，从患者解剖结构的心脏发送的脉搏波。以这种方式，正如ECG曲线1210的点1212，压力曲线1220可以包括类似于压力曲线1220的后续周期中的点1214的多个最小压力点。
如图12所示，压力曲线1220的点1214可以与沿着时间轴1240的时间值相关联。在一些实施例中，点1214可以是由压力传感器(例如，压力传感器804)测量脉搏波的时间。点1214可以与任何其他时间相关联。在一些示例中，点1214可以对应于参考图9描述的时间值T2B 942。
在一些实施例中，系统100的处理器电路可以确定与ECG波形1210的点1212相关联的时间值和压力曲线1220的点1214的时间值。可以确定这些时间值之间的差以计算图12所示的时间TB1。在一些实施例中，时间TB1可以对应于参考图9描述的时间TB。
如图12所示，处理器电路可以识别ECG波形1210的任何周期中的点1212。类似地，处理器电路可以识别类似于压力曲线1220的任何周期中的点1214的点。基于沿着时间轴1240的这些识别的位置中的任一个，可以针对ECG波形1210或压力曲线1220的任何周期计算与时间TB1类似的时间。作为图12所示的示例，可以在ECG曲线1210中识别和示出类似于点1212的点1215，并且可以示出如何在压力曲线1220中识别类似于点1214的点1216。与这些点相关联的时间值的差可以产生额外的时间值TA2。时间值TA2可以基本上类似于时间值TA1。然而，在一些实施例中，特别是如果患者的心率不是恒定的而是略微变化，则可能存在时间TA2和时间TA1的值的差。类似地，如图12所示，可以分别确定曲线1210和1220的点1217和点1218，并且可以计算额外的时间点TA3。类似地，时间TB3可以从时间TB1和TB2两者变化，或可以是相同或相似的。
图12所示的时间TB1、TB2和/或TB3中的任一个可以对应于脉搏波从心脏行进到患者肾动脉内的压力传感器的位置所花费的时间。在一些实施例中，处理器电路可以被配置为采集多个时间测量结果(诸如时间TB1、TB2和/或TB3)，以增强与脉搏波从心脏行进到压力传感器的位置所花费的时间量相对应的时间值的准确性。在一些实施例中，时间TB1、TB2和/或TB3可以被平均并定义为脉搏波从心脏行进到压力传感器的位置所花费的时间。如图12所示，可以基于压力传感器在肾动脉内的一个位置处保持静止的时间量来确定基于压力曲线1220中的曲线1210的点的任何合适的次数。
如先前参考图10所描述的，可以从时间TA中减去时间TB，以产生与脉搏波从肾动脉内的位置991行进到位置891的时间相对应的时间T 1042(参见图10)。该时间T 1042和位置891与991之间的距离1040用于确定位置891与991之间的脉搏波的速度，并且通过扩展，确定肾动脉中的脉搏波速度。类似地，参考图11和图12，所计算的时间可以用于确定脉搏波速度。例如，可以从时间TA1(图11)中减去时间TB1(图12)，以计算脉搏波从图12的数据所在的位置行进到采集图11的数据的位置的时间。在其他实施例中，可以从图11的所有时间(例如，时间TA1、TA2、TA3等)的平均值中减去图12的所有时间(例如，时间TB1、TB2、TB3等)的平均值。该时间值也可以用作脉搏波从图12的传感器的位置行进到图11的传感器的位置的时间。
如前所述，图8-10所示的设备802可以是任何合适的设备。结果，分别对应于图11和图12的曲线1120和1220的数据也可以是任何合适的数据。具体地，尽管参考图8-10将设备802的传感器804描述为压力传感器，但是它可以备选地是血流传感器或血管内成像组件或传感器。类似地，尽管图11和图12的曲线1120和1220被描述为压力曲线，但是它们可以备选地是图示随时间的血流数据或随时间的肾动脉的直径或横截面积的曲线。注意，图11的ECG曲线1110和图12的ECG曲线1210可以是相同ECG曲线的部分。例如，一条ECG曲线可以基于在整个流程中由心脏监测器接收的ECG数据。曲线1110可以对应于在流程的一个时间段内的该ECG曲线的部分，并且曲线1210可以对应于在该流程的比曲线1110的时间段更早或更晚的另一时间段内的该ECG曲线的部分。类似地，图11的压力曲线1120和图12的压力曲线1220可以是相同压力曲线的部分。例如，一个压力曲线可以基于在整个流程中由管腔内设备接收到的压力数据。曲线1120可以对应于在流程的一个时间段内的该压力曲线的部分，并且曲线1220可以对应于在该流程的比曲线1120的时间段更早或更晚的另一时间段内的该压力曲线的部分。
系统100(例如，系统100的处理器电路)可以被配置为向显示器(例如，显示器160)输出由系统100采集或生成的任何数据或结果。例如，时间T 1042的数值、距离(例如，位置891和991之间的距离)、脉搏波速度或任何其他数值。备选地，这些值中的任一个可以以图形方式(诸如曲线图、图表上的指示符)或以任何其他方式显示。在一些方面，系统100的处理器电路可以向显示器输出所采集的ECG曲线或血管内曲线(例如，图11或12)。
图13是根据本公开的方面的在示出心脏830、主动脉899和肾动脉800的患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
在本公开的步骤处，血管内设备1302可以定位在患者脉管系统内。血管内设备1302可以是血管内成像设备。在一些实施例中，血管内设备1302可以是包括具有光学透镜、光纤或任何其他合适的部件的光学相干断层扫描(OCT)成像组件的OCT设备、血管内光声(IVPA)设备、包括单个换能器或换能器阵列的血管内超声(IVUS)设备、或任何其他类型的成像设备。在一些实施例中，设备1302可以是包括IVUS成像组件的固态IVUS成像设备，该IVUS成像组件包括被配置为发射和接收围绕组件周向定位的超声能量的多个超声换能器。在一些实施例中，设备1302可以是包括被配置为发射和接收超声能量并且围绕组件周向旋转的单个超声换能器的旋转IVUS成像设备。
在一些实施例中，IVUS成像设备1302可以包括导丝1460。在一些实施例中，导丝1460可以在本公开的初始步骤定位在肾动脉800内。IVUS成像设备可以另外包括柔性细长构件1410和IVUS换能器阵列1304。柔性细长构件1410和IVUS成像组件1304被称为IVUS成像导管。IVUS成像导管可以限定中心管腔，导丝1460可以通过该中心管腔被接收。因此，IVUS导管可以定位在导丝1460周围并被引导到肾动脉800内的期望位置。
如图13所示，设备1302可以被定位成使得设备的超声换能器阵列1304被定位在患者脉管系统的肾动脉800内。设备1302的超声换能器阵列1304可以被定位在肾动脉800内的位置1371处。在超声换能器阵列1304被定位在位置1371处之后，系统的用户或系统的处理器电路(例如，处理器电路410)可以引导阵列1304开始采集血管内成像数据。该成像数据可以用于生成脉管800的IVUS图像。当阵列1304接收或采集血管内成像数据时，血液脉搏波可以如通过箭头1381所示的那样在向下方向上行进，并且然后如通过箭头1382所示的那样进入肾动脉。当该脉搏波穿过超声换能器阵列1304时，由IVUS设备采集的血管内图像可以示出肾动脉800的直径的变化。
类似于如参考图8-10描述的由ECG系统和压力设备监测的脉搏波的定时，一个或多个血液脉搏波可以从心脏830发送到身体的其余部分。在换能器阵列1304在位置1371处保持静止的情况下，可以记录脉搏离开心脏830的时间。还可以记录IVUS成像设备1302观察到波的时间。这两个时间可以确定时间TA。
在随后的步骤，可以将IVUS成像阵列移动到位置1372，并且可以重复该过程。具体地，可以记录脉搏离开心脏830的时间，并且可以记录脉搏被IVSU成像设备1302观察到的时间。这些时间可以确定时间量TB。
时间TA可以对应于指示符1343所示的距离。该距离可以是血液脉搏波从心脏830行进到位置1371的距离。类似地，时间TB可以对应于由指示符1344所示的距离。该距离可以是血液脉搏波从心脏830行进到位置1372的距离。
可以比较时间TA和TB(例如，可以计算两个时间TA和TB之间的差异)以计算所示的时间T 1342。时间T 1342可以对应于血液脉搏波从位置1372行进到位置1371所花费的时间量。另外，基于IVUS成像设备的位置与管腔外图像的共配准，1371和1372的位置可以是已知的，并且可以计算这些位置之间的距离(例如，距离1340)。基于距离1340和时间T 1342，可以计算肾动脉内的血液脉搏波的速度。具体地，可以通过将距离1340除以时间T 1342来确定如图13所示的通过肾动脉800的脉搏波速度。
应注意，也可以对应于图13中描述的实施例而生成与参考图11和12示出并描述的曲线图类似的曲线图。例如，可以与时间轴相关联地计算和显示具有ECG曲线(例如，类似于图11和图12的ECG曲线1110和1210)和肾动脉直径曲线的曲线图。通常，可以使用任何合适的血管内长度或距离(例如，平均直径、最小直径、最大直径等)。在一些实施例中，肾动脉直径曲线可以类似于参考图12示出并描述的血压曲线1210，其中，它可以表示对应于心动周期的周期性波形(也称为周期性波形)。然而，肾动脉直径可以反映随时间观察到的脉管壁或肾动脉的管腔的直径。作为示例，肾动脉可以在血液脉搏穿过肾动脉时扩张。在一些实施例中，正如处理器电路410(图4)可以选择沿着压力曲线1120(图11)的对应于最小压力的点，处理器电路410(图4)可以选择沿着肾动脉直径曲线的对应于最大值、最小值或任何其他可识别点的点。如参考图11所描述的，可以针对在位置1371和位置1372处接收的数据两者将肾动脉直径曲线的选定点与ECG的点进行比较。可以比较(例如，减去)这些时间以产生血液脉搏波从肾动脉的位置1372行进到肾动脉的位置1371所花费的时间量。
在流量传感器被放置在血管内设备的最远侧部分处的情况下，也可以生成和显示与参考图11和图12描述的曲线图类似的曲线图。在一些实施例中，对应于流量数据的曲线图的形状可以不同于压力曲线图的形状。然而，与流量数据相关联的曲线图也可以表现出对应于心动周期的周期性波状模式。由于这种周期性性质，流量数据曲线图上的点可以被选择并与ECG曲线上的点进行比较。如参考图11和12所描述的，可以比较这些点以确定脉搏波从肾动脉内的一个位置移动到另一个位置(例如，从位置1372移动到位置1371)所花费的时间。
在一些实施例中，包括流量传感器的血管内设备的流量传感器可以基本上类似于参考图3描述的流量传感器。
图14是根据本公开的方面的在示出心脏830、主动脉899和肾动脉800的患者解剖结构的区域内的血管内设备的图解性视图。
图14可以图示本公开的实施例，其中，包括两个压力传感器的设备1402可以用于确定肾动脉内的血液脉搏的脉搏波速度。
如图14所示，设备1402可以包括压力传感器1404和压力传感器1424。在一些实施例中，传感器1404可以是不同类型的传感器，包括如本文描述的那些的流量传感器和/或血管内成像传感器。
在一些实施例中，远侧传感器1404可以采集肾动脉800内的数据。例如，远侧传感器1404可以移动到肾动脉800内的任何位置，包括位置1491和/或位置1492。
在一些实施例中，压力传感器1424可以被配置为测量位置1493处的血液压力。在图14所示的实施例中，压力传感器1424可以定位在远侧传感器1404近侧的位置处。例如，在一些实施例中，压力传感器1424可以在神经刺激或神经消融流程期间定位在患者体外。压力传感器1424可以在柔性细长构件1420的近端处。如图14所示，柔性细长构件1420可以插入患者的脉管内。柔性细长构件1420可以被配置为限定一个或多个内管腔。作为示例，柔性细长构件1420可以限定内管腔1432。在一些实施例中，管腔1432的近端可以终止于压力传感器1424处。以这种方式，压力传感器1424可以被配置为监测管腔1432内的流体1434的压力测量结果。在一些实施例中，来自肾动脉800的血液可以在管腔1432的远端处进入管腔1432。以这种方式，来自患者的血液可以通过压力传感器1424填充延伸到近端的管腔1432。在一些方面，管腔1432可以填充有盐水或完全或几乎不可压缩的任何其他流体。然后，压力传感器1424可以监测肾动脉800内的血液压力。在一些实施例中，管腔1432可以是封闭腔室。例如，设备1402可以包括在管腔1432的远端处的屏障，该屏障将来自脉管800的血液与管腔1432内的流体1434分开。在这样的实施例中，管腔1432的远端处的屏障可以是任何合适的屏障。屏障可以允许来自脉管800的血液的压力压缩管腔1432内的流体1434。以这种方式，管腔1432内的流体1434的压力可以与脉管800内的血液的压力相同。然后，压力传感器1424可以测量管腔1432内的流体1434的压力。该压力可以作为在位置1493处测量的肾动脉800的血压被传送到系统。在一些方面，尖端导管也可以定位在另一脉管(除了肾动脉之外)(诸如主动脉(例如，腹主动脉))中。
在本公开的步骤处，血管内设备1402可以定位在患者脉管系统内。血管内设备1402可以包括近侧压力传感器1424和远侧压力传感器1404。近侧压力传感器1424也可以被称为主动脉压力传感器。在一些实施例中，传感器1404可以是任何类型的传感器，包括流量传感器、压力传感器或成像传感器，诸如光学相干断层扫描(OCT)设备、血管内光声(IVPA)设备、血管内超声(IVUS)设备或任何其他类型的成像设备。例如，如参考图11和12所描述的，可以显示对应于近侧压力传感器1424的压力曲线。可以显示对应于远侧传感器1404的额外的曲线。在一些实施例中，该额外的曲线可以是压力曲线(例如，如果传感器1404是压力传感器)、示出血液随时间的速度的流量曲线(例如，如果传感器1404是血液速度/流量传感器)、或示出如由传感器观察到的脉管的直径的直径曲线(例如，如果传感器1404是血管内成像设备)。正如可以比较ECG曲线1110和压力曲线1120之间的点以计算各种时间值(参见图11)，可以比较近侧传感器1424的压力曲线和管腔内数据(例如，压力、流量或直径)的曲线之间的点以还确定类似的时间值。随后，如前所述，可以在远侧传感器处于新位置的情况下将这些时间值与其他时间值进行比较，并且可以通过将两个位置之间的距离除以所计算的时间差来计算脉搏波速度。
在一些实施例中，设备1402可以包括导丝，传感器1404、柔性细长构件1410和/或柔性细长构件1420可以围绕该导丝定位。在一些实施例中，具有其限定的管腔1432和压力传感器1424的柔性细长构件1420可以被称为引导导管。
如图14所示，设备1402可以被定位成使得设备的传感器1404被定位在患者脉管系统的肾动脉800内。设备1402的传感器1404可以被定位在肾动脉800内的位置1491处。在传感器1404定位在位置1491处之后，系统的用户或系统的处理器电路(例如，处理器电路410)可以指示传感器1404和传感器1424开始采集血管内数据。当传感器1404和传感器1424采集血管内数据时，血液脉搏波可以在向下方向上行进，并且然后如通过箭头1482所示的那样沿着肾动脉行进。当该脉搏波经过传感器位置1493时，压力传感器1424可以观察压力的变化。类似地，当脉搏经过传感器1404时，它可以由传感器1404测量(例如，作为压力传感器的压力的变化、流量传感器的流量的变化或成像传感器的脉管或管腔直径的变化)。
在换能器阵列在位置1491处保持静止的情况下，可以记录传感器1424在位置1493处检测到脉搏的时间。类似地，还可以记录由远侧传感器1404观察到波的时间。这两个时间可以确定时间TA。
在随后的步骤处，远侧传感器1404可以移动到位置1492，并且可以重复该过程。具体地，可记录由传感器1424测量脉搏的时间，并且可记录由远侧传感器1424观察到脉搏的时间。这些时间可以确定时间量TB。
时间TA可以对应于由指示符1442所示的距离。该距离可以是血液脉搏波从位置1493行进到位置1491的距离。类似地，时间TB可以对应于由指示符1444所示的距离。该距离可以是血液脉搏波从位置1493行进到位置1492的距离。
可以比较时间TA和TB(例如，可以计算两个时间TA和TB之间的差异)以计算所示的时间T 1446。时间T 1446可以对应于血液脉搏波从位置1492行进到位置1491所花费的时间量。另外，基于远侧传感器1404的位置与管腔外图像的共配准，1491和1492的位置可以是已知的，并且可以计算这些位置之间的距离(例如，距离1440)。基于距离1440和时间T 1446，可以计算肾动脉内的血液脉搏波的速度。具体地，可以通过将距离1440除以时间T 1446来确定如图14所示的通过肾动脉800的脉搏波速度。
应注意，也可以对应于图14中描述的实施例生成与参考图11和12示出并描述的曲线图类似的曲线图。然而，与图14中描述的测量相关联的曲线图可以不包括ECG曲线，因为ECG曲线可以不被测量。在一个示例中，可以计算和显示与由传感器1424采集的压力数据相对应的压力曲线，而不是ECG曲线(例如，类似于图11和12的ECG曲线1110和1210)。还可以与时间轴相关联地计算和显示压力曲线、流量曲线或脉管直径曲线(取决于用于远侧传感器1404的传感器的类型)。在一些实施例中，远侧传感器1404的数据曲线可以类似于参考图12示出并描述的血压曲线1210，其中，它可以表示对应于心动周期的周期性波形，或可以类似于本文描述的任何其他数据曲线。处理器电路410(图4)可以被配置为识别由传感器1424采集的压力曲线内的每个心动周期的点。这可以是最大压力、最小压力或一些其他点。处理器电路可以找到由远侧传感器1404采集的曲线的类似点。该点可以是最大值、最小值或任何其他值。这些选定点之间的时间可以针对在位置1491处采集的数据来确定，并且可以在图14中被示出为时间TA。相同的流程可以对于在位置1492处采集的数据被遵循，并且可以在图14中被示出为时间TB。这两个时间可以彼此相减以产生时间T 1446。基于值时间T 1446和距离值1440的计算，可以确定肾动脉800内的脉搏的速度。
在一些实施例中，可以将与脉搏波从如由压力传感器1424测量的位置1393行进到如由远侧传感器1404测量的位置1491的时间相对应的时间TA与位置1493和1491之间的距离测量结果(例如，距离1442)进行比较。该距离测量结果1442可以基于共配准来确定。在一些实施例中，可以将距离1442除以时间TA，以产生肾动脉800内的脉搏波的速度。类似地，距离144和时间TB可以用于确定脉搏波速度。
在一些方面，可以向用户显示额外的度量或计算。例如，可以创建脉搏波速度图。脉搏波速度图可以包括管腔外图像中的一个或多个脉管的视图，其包括沿着一个或多个脉管的不同位置处的叠加脉搏波速度测量结果。管腔外图像可以是或基于X射线图像(血管造影图像、来自旋转血管造影或CT/MR的配准3D图像上的血管造影图像)、CT图像、MR图像等。例如，不同位置处的脉搏波速度测量结果可以被显示为叠加在图像上的值、符号、颜色或任何合适的图形表示。在一些方面中，与脉搏波速度测量结果有关的这些图形表示可以将图像叠加在测量的位置(例如，图13的位置1371和1372或图14的位置1491和1492)之间。
主肾动脉内部的压力/流动脉搏的速度(脉搏波速度或PWV)可以指示肾脏去神经支配的结果。因此，确定脉搏波速度对于肾脏去神经支配的患者分层可以是有用的。脉搏波速度可以预测肾脏去神经支配对患者的有效性。因此，利用共配准准确且快速地确定脉搏波速度有利地改进了医师确定针对患者的处置的能力，从而得到针对患者的更好的生理结果。
图15是根据本公开的方面的包括血管内设备1502的管腔内(例如，血管内)感测系统100的图解性侧视图，血管内设备1502包括导电构件1530(例如，多丝线电导体束)和导电带1560。血管内设备1502可以是被定尺寸并成形用于定位在患者的脉管内的血管内导丝。血管内设备1502包括远侧尖端1509(例如，无创伤远侧尖端)和电子部件1512。例如，电子部件1512可以是被配置为测量患者的脉管内的血流的压力的压力传感器和/或流量传感器、或包括但不限于温度或成像传感器的另一类型的传感器、或测量多于一种性质的组合传感器。例如，由压力传感器获得的压力数据可以用于计算生理变量，诸如压力比率(例如，血流储备分数(FFR)、瞬时无波比率(iFR)、Pd/Pa等)。例如，由流量传感器获得的流量数据可以用于计算生理变量，诸如冠状动脉血流储备(CFR)。血管内设备1502包括柔性细长构件1505。电子部件1512被设置在柔性细长构件1505的远侧部分1507处。在一些实施例中，电子部件1512可以安装在壳体1580内的远侧部分1507处。柔性尖端线圈1590在柔性细长构件1505的远侧部分1507处从壳体1580向远侧延伸。位于柔性细长元件1505的近端处的连接部分1515包括导电部分1532、1534。在一些实施例中，导电部分1532、1534可以是印刷和/或沉积在柔性细长构件1505的连接部分1515周围的导电油墨。在一些实施例中，导电部分1532、1534是定位在柔性细长构件周围的导电金属带或环。锁定区域由套环或锁定区段1518形成，并且旋钮或保持区段1521设置在柔性细长构件1505的近侧部分109处。
图15中的血管内设备1502包括芯线，该芯线包括远侧芯1510和近侧芯1520。远侧芯1510和近侧芯1520是形成血管内设备1502的主体的部分的金属部件。例如，远侧芯1510和近侧芯1520可以是为柔性细长构件1505提供结构的柔性金属杆。远侧芯1510和/或近侧芯1520可以由金属或金属合金制成。例如，远侧芯1510和/或近侧芯1520可以由不锈钢、镍钛诺、镍-钴-铬-钼合金(例如，MP35N)和/或其他合适的材料制成。在一些实施例中，远侧芯1510和近侧芯1520由相同的材料制成。在其他实施例中，远侧芯1510和近侧芯1520由不同的材料制成。远侧芯1510和近侧芯1520的直径可以沿着其相应的长度变化。远侧芯1510和近侧芯1520之间的接头由海波管围绕和容纳。在一些情况下，电子部件1512可以定位在远侧芯1510的远端处。
在一些实施例中，血管内设备1502包括电且机械地接合在一起的远侧子组件和近侧子组件，这在电子部件1512与导电部分1532、1534之间产生电连通。例如，由电子部件1512(在该示例中，电子部件1512是流量传感器)获得的流量数据可以被传输到导电部分1532、1534。在示例性实施例中，流量传感器1512是单个超声换能器元件。在一些实施例中，换能器元件发射超声信号，接收回波，并生成表示回波的电信号。处理系统1506处理电信号以提取流体的流速。在一些实施例中，电子部件是压力换能器(例如，基于压阻技术)并且生成表示脉管内的压力的电信号。信号传送丝线将这些电信号从远侧部分处的传感器传送到近侧部分处的连接器。
来自与血管内设备1502通信的处理系统1506(例如，处理系统1506的处理器电路)的控制信号可以经由附接到导电部分1532、1534的连接器1514传输到电子部件1512。远侧子组件可以包括远侧芯1510。远侧子组件还可以包括电子部件1512、导电构件1530和/或围绕导电构件1530和芯1510的一层或多层绝缘聚合物/塑料1540。例如，(一个或多个)聚合物/塑料层可以绝缘和保护多丝线线缆或导体束1530的导电构件。近侧子组件可以包括近侧芯1520。近侧子组件还可以包括围绕近侧芯1520的一个或多个聚合物层1550(在下文中，聚合物层1550)和/或嵌入在一个或多个绝缘和/或保护性聚合物层1550内的导电带1560。在一些实施例中，近侧子组件和远侧子组件是分开制造的。在血管内设备1502的组装过程期间，近侧子组件和远侧子组件可以电且机械地接合在一起。如本文所使用的，柔性细长构件可以是指沿着血管内设备1502的整个长度的一个或多个部件、近侧子组件的一个或多个部件(例如，包括近侧芯1520等)和/或远侧子组件1592的一个或多个部件(例如，包括远侧芯1510等)。因此，柔性细长构件可以是指上述组合的近侧子组件和远侧子组件。近侧芯1520和远侧芯1510之间的接头被海波管215围绕。
在各种实施例中，血管内设备1502可以包括沿其长度延伸的一个、两个、三个或更多个芯线。例如，单个芯线可以基本上沿着柔性细长构件1505的整个长度延伸。在这样的实施例中，锁定区段1518和区段1521可以一体地形成在单芯线的近侧部分处。电子部件1512可以固定在单芯线的远侧部分处。在其他实施例(诸如图15所示的实施例)中，锁定区段1518和区段1521可以一体地形成在近侧芯1520的近侧部分处。电子部件1512可以固定在远侧芯1510的远侧部分处。血管内设备1502包括与电子部件1512通信的一个或多个导电构件1530(例如，多丝线导体束或线缆)。例如，导电构件1530可以是与电子部件1512直接通信的一个或多个电线。在一些实例中，导电构件1530通过例如焊接电且机械地耦合到电子部件1512。在一些实例中，导体束1530包括两个或三个电线(例如，双股线缆或三股线缆)。个体电线可以包括由一个或多个绝缘层围绕的裸金属导体。导电构件1530可以沿着远侧芯1510的长度延伸。例如，导电构件1530的至少部分可以螺旋地缠绕在远侧芯1510周围，从而最小化或消除远侧芯在曲折的解剖结构内的抖动(whipping)。
血管内设备1502包括在柔性细长构件1505的近侧部分处的一个或多个导电带1560。导电带1560嵌入聚合物层1550内。导电带1560直接与导电部分1532和/或1534连通。在一些实例中，多丝线导体束1530通过例如焊接电且机械地耦合到电子部件1512。在一些实例中，导电部分1532和/或1534包括直接沉积或印刷在导电带1560上的导电油墨(例如，金属纳米油墨，诸如铜、银、金或铝纳米油墨)。
如本文所述，导电构件1530和导电带1560之间的电连通可以在柔性细长构件1505的连接部分1515处建立。通过在导体束1530和导电带1560之间建立电连通，导电部分1532、1534可以与电子部件1512电连通。
在由图15表示的一些实施例中，血管内设备1502包括锁定区段1518和保持区段1521。为了形成锁定区段1518，使用机加工过程来移除锁定区段1518中的聚合物层1550和导电带1560，并将锁定区段1518中的近侧芯1520成形为期望的形状。如图15所示，锁定区段1518包括减小的直径，而保持区段1521具有与连接部分1515中的近侧芯1520的直径基本上类似的直径。在一些实例中，因为机加工过程移除锁定区段1518中的导电带，所以导电带1560的近端将暴露于水分和/或液体(诸如血液、盐水溶液、消毒剂和/或酶清洁剂溶液)，绝缘层1558形成在连接部分1515的近端部分上以使暴露的导电带1560绝缘。
在一些实施例中，连接器1514提供导电部分1532、1534与患者接口监测器1504之间的电连接。在一些情况下，患者接口监测器1504可以连接到控制台或处理系统1506，控制台或处理系统1506包括显示器1508或与显示器1508通信。
系统100可以部署在具有控制室的导管插入实验室中。处理系统1506可以位于控制室中。任选地，处理系统1506可以位于其他地方，诸如在导管插入实验室本身中。导管插入实验室可以包括无菌区域，而其相关联的控制室可以是或可以不是无菌的，这取决于待执行的流程和/或医疗保健设施。在一些实施例中，可以从诸如控制室的远程位置控制设备1502，使得操作者不需要紧邻患者。
管腔内设备1502、PIM 1504和显示器1508可以直接或间接地通信地耦合到处理系统1506。这些元件可以经由诸如标准铜多丝线导体束1530的有线连接通信地耦合到医学处理系统1506。处理系统1506可以通信地耦合到一个或多个数据网络，例如，基于TCP/IP的局域网(LAN)。在其他实施例中，可以利用不同的协议，诸如同步光网络(SONET)。在一些情况下，处理系统1506可以通信地耦合到广域网(WAN)。
PIM 1504将接收到的信号传送到处理系统1506，其中，信息被处理并显示(例如，作为图形、符号或字母数字形式的生理数据)在显示器1508上。控制台或处理系统1506可以包括处理器和存储器。处理系统1506可以可操作为促进本文描述的血管内感测系统100的特征。例如，处理器可以执行存储在非瞬态有形计算机可读介质上的计算机可读指令。
PIM 1504促进处理系统1506与管腔内设备1502之间的信号通信。PIM 1504可以通信地定位在处理系统1506与管腔内设备1502之间。在一些实施例中，PIM 1504在将数据中继到处理系统1506之前执行数据的初步处理。在此类实施例的示例中，PIM 1504执行数据的放大、过滤和/或聚合。在实施例中，PIM 1504还经由导电构件1530供应高电压和低电压DC功率来支持管腔内设备1502的操作。
多丝线线缆或传输线束1530可以包括多个导体，包括一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个或更多个导体。在图15所示的示例中，多丝线导体束1530包括两个笔直部分232和236(其中，多丝线导体束1530平行于柔性细长构件1505的纵向轴线安置)、以及螺旋部分234(其中，多丝线导体束1530缠绕在柔性细长构件1505的外部周围并且然后用绝缘和/或保护性聚合物1540包覆)。沿着多丝线导体束1530的通信(如果有的话)可以通过许多方法或协议，包括串行、并行和其他方式，其中，束1530的一个或多个丝线传送信号。多丝线导体束1530的一个或多个丝线还可以传送直流(DC)功率、交流(AC)功率或用作接地连接。
显示器1508可以是显示设备，诸如计算机监测器或其他类型的屏幕。显示器1508可以用于向用户显示成像数据的可选提示、指令和可视化。在一些实施例中，显示器1508可以用于向用户提供流程特异性工作流程以完成管腔内成像流程。
本领域技术人员将认识到，上文所描述的装置、系统和方法能够以各种方式进行修改。相应地，本领域普通技术人将意识到，本公开包含的实施例并不限于上文所描述的具体示例性实施例。在这一方面，尽管已经示出并描述了说明性实施例，但是在前述公开中预期宽范围的修改、改变和替换。应理解，可以对前述内容做出这样的变型，而不偏离本公开的范围。相应地，适当地，随附的权利要求被宽泛地并且以与本公开一致的方式进行解释。
Claims (15)
1.一种系统，包括：
处理器电路，其被配置用于与显示器、心脏监测器和血管内导管或导丝通信，其中，所述处理器电路被配置为：
从所述血管内导管或导丝接收第一组血管内数据，所述第一组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在血管内的第一位置处时由所述血管内导管或导丝的单个血管内传感器获得的；
从所述心脏监测器接收在所述单个血管内传感器获得所述第一组血管内数据时获得的第一组心血管数据；
从所述血管内导管或导丝接收第二组血管内数据，所述第二组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在所述血管内的第二位置处时由所述单个血管内传感器获得的；
从所述心脏监测器接收在所述单个血管内传感器获得所述第二组血管内数据时获得的第二组心血管数据；
确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；
基于所述第一组血管内数据、所述第二组血管内数据、所述第一组心血管数据、所述第二组心血管数据和所述距离来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且
向所述显示器提供基于所述脉搏波的所述速度的输出。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一组心血管数据和所述第二组心血管数据包括心电图(ECG)数据。
3.根据权利要求1所述的系统，
其中，所述单个血管内传感器包括压力传感器，并且
其中，所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内压力数据。
4.根据权利要求1所述的系统，
其中，所述单个血管内传感器包括流量传感器，并且
其中，所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内流量数据。
5.根据权利要求1所述的系统，
其中，所述单个血管内传感器包括成像传感器，并且
其中，所述第一组血管内数据和所述第二组血管内数据包括血管内成像数据。
6.根据权利要求1所述的系统，
其中，所述处理器电路被配置用于与管腔外成像设备通信，
其中，所述处理器电路被配置为接收由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像，并且
其中，所述处理器电路被配置为基于所述一个或多个管腔外图像来确定所述距离。
7.根据权利要求1所述的系统，
其中，所述处理器电路被配置用于与管腔外成像设备通信，并且
其中，所述处理器电路被配置为基于所述第一组血管内数据或所述第二组血管内数据中的至少一组血管内数据与由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像的共配准来确定所述距离。
8.根据权利要求1所述的系统，其中：
所述第一组心血管数据对应于第一周期性波形；
所述第一组血管内数据对应于第二周期性波形；
所述第二组心血管数据对应于第三周期性波形；并且
所述第二组血管内数据对应于第四周期性波形。
9.根据权利要求8所述的系统，
其中，所述处理器电路还被配置为：
识别第一时间，所述第一周期性波形的第一特征在所述第一时间出现；
识别第二时间，所述第二周期性波形的第二特征在所述第二时间出现；
识别第三时间，所述第三周期性波形的第三特征在所述第三时间出现；
识别第四时间，所述第四周期性波形的第四特征在所述第四时间出现；
确定所述第一时间与所述第二时间之间的第一差异；并且
确定所述第三时间与所述第四时间之间的第二差异，并且
其中，所述处理器电路被配置为基于所述第一差异、所述第二差异和所述距离来确定所述脉搏波的所述速度。
10.根据权利要求9所述的系统，
其中，所述处理器电路被配置为确定所述第一差异与所述第二差异之间的第三差异，并且
其中，所述处理器电路被配置为基于所述第三差异和所述距离来确定所述脉搏波的所述速度。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，为了确定所述脉搏波的所述速度，所述处理器电路被配置为将所述距离除以所述第三差异。
12.根据权利要求9所述的系统，
其中，所述第一特征和所述第三特征包括所述心血管数据的相同特征，并且
其中，所述第二特征和所述第四特征包括所述血管内数据的相同特征。
13.根据权利要求1所述的系统，其中，所述血管包括肾动脉。
14.一种方法，包括：
由与仅包括单个血管内传感器的血管内导管或导丝通信的处理器电路接收第一组血管内数据，所述第一组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在血管内的第一位置处时由所述单个血管内传感器获得的；
由所述处理器电路接收在所述单个血管内传感器获得所述第一组血管内数据时的第一组心血管数据，其中，所述第一组心血管数据是由与所述处理器电路通信的心脏监测器获得的；
由处理器电路接收第二组血管内数据，所述第二组血管内数据是在所述血管内导管或导丝被定位在所述血管内的第二位置处时由所述单个血管内传感器获得的；
由所述处理器电路接收在所述单个血管内传感器获得所述第二组血管内数据时由所述心脏监测器获得的第二组心血管数据；
由所述处理器电路确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；
由所述处理器电路基于所述第一组血管内数据、所述第二组血管内数据、所述第一组心血管数据、所述第二组心血管数据和所述距离来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且
由所述处理器电路将基于所述脉搏波的所述速度的输出提供给与所述处理器电路通信的显示器。
15.一种系统，包括：
血管内导管或导丝，其被配置为被定位在患者的血管内，并且仅包括单个血管内传感器；以及
处理器电路，其被配置用于与心脏监测器、管腔外成像设备、显示器和所述血管内导管或导丝通信，其中，所述处理器电路被配置为：
确定当第一特征出现在第一组心电图(ECG)数据中时与当第二特征出现在第一组血管内数据中时之间的第一时间差异，其中，所述第一组血管内数据是在由所述心脏监测器获得所述第一组ECG数据时由所述单个血管内传感器在血管内的第一位置处获得的；
确定当第三特征出现在第二组ECG数据中时与当第四特征出现在第二组血管内数据中时之间的第二时间差异，其中，所述第二组血管内数据是在由所述心脏监测器获得所述第二组ECG数据时由所述单个血管内传感器在所述血管内的第二位置处获得的；
基于由所述管腔外成像设备获得的一个或多个管腔外图像来确定所述第一位置与所述第二位置之间的距离；
基于所述距离、所述第一时间差异和所述第二时间差异来确定与所述血管内的血流相关联的脉搏波的速度；并且
向所述显示器提供基于所述脉搏波的所述速度的输出。
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