定电外科装置，提出了图 13和14中的特定控制方法，但这些控制方法和类似方法可有利地应用于其它电外科装置。
[0159] 大体上，图13和14的控制方法实施方式试图将各种治疗部位保持在预定的目标 温度，诸如图7-10目标温度曲线中的一条。在这个实施方式中，主要通过调节射频发生器 的输出电压并确定在给定时间段哪个电极被激励（例如，通过在那个周期将特定电极切换 成开启/关闭）来这样做。
[0160] 发生器的输出设定和电极的切换可通过反馈回路来确定，该反馈回路考虑了测量 的温度以及之前期望的输出设定。在特定治疗周期（例如，治疗的25毫秒的时间段），各电 极可识别为三种状态中的一个：关闭、被激励或测量。在一些实施方式中，由于默认的电极 状态为关闭，如果满足某些条件，电极会处于仅激励和/或测量的状态（被激励的电极也可 进行测量）。可向已被识别为被激励或测量电极的电极施加电压，或者检测周期一部分或整 个周期的温度信号。
[0161] 图13和14的控制回路实施方式设计成保持尽可能多的候选电极尽可能靠近目标 温度，同时使温度变化最小，因此使从治疗周期到治疗周期所需的电压变化最小。图15示 出了电极在四个治疗周期中的示例性时间/温度图，示出了控制算法的一个实施方式是如 何维持目标温度的。现在详细描述图13和14的控制回路实施方式。
[0162] 如步骤1300所示，各个电极最初设置成关闭。在步骤1302,指定电极中的一个为 那个治疗周期的主电极。如下文进一步详细论述的，在治疗期间，指定的主电极根据治疗周 期（例如，周期通过了所有可用的电极）而变化。确定哪个电极将被指定为主电极可通过 访问查找表或使用任何其它合适的功能来完成，以识别主电极并根据治疗周期改变主电极 的选择。
[0163] 在步骤1302,在那个治疗周期还可指定附加电极作为激励和/或测量的候选电 极。由于在那个治疗周期指定的附加电极相对于指定的主电极处于某种关系或缺少某种关 系，指定的附加电极可以是候选电极。
[0164] 例如，在一些双极电极实施方式中，电外科装置上电极中的一些可以以这种方式 设置，即，在治疗周期中如果主电极和那些附加电极同时激励，那么主电极与那些其它的电 极之间存在电流泄漏的可能性，这可通过相关联的热感测装置对温度测量值造成不受欢迎 的干扰，各电极输送的能量不准确，或其它不受欢迎的结果。例如，在图1C示出的实施方式 中，如果指定电极组件150c为主电极，电极组件150d和170d (具有紧邻或接近电极组件 150c的正极的负极）不被认为是用于特定治疗周期测量和/或激励的候选电极，因为它们 在接近指定的主电极处引起泄漏。此外，在这个实施方式中，电极组件150b(具有紧邻或接 近电极组件150c的负极的正极）不被认为是候选电极，因为其也在接近指定的主电极处引 起泄漏。此外，在该特定实施方式中，电极组件170b也不被认为是候选电极，因为其在引起 泄漏的近侧电极组件150b相同的柔性结构上。最后，在该特定实施方式中，电极组件150a 和170a被认为是候选电极，因为它们邻近非候选电极。
[0165] 作为另一个非限制性示例，在一些单极电极实施方式中，候选电极是具有与主电 极相关联的电路的一个或多个测量或估计性质相类似的测量或估计的电路性质的单极电 极。换句话说，在一些单极系统中，仅同时激励单极电极是可取的，单极电极界定了与由主 单极电极限定的电路大致类似的电路（例如，由单极电极、共用电极和穿过患者组织的路 径限定的电路）。在一些情况下，这可有助于激励过程中电流的一致性。在其它实施方式 中，基于当前的主电极，预先限定的表格或其它列表或组合会确定哪个电极是候选电极。
[0166] 在至少一些实施方式中，与非候选电极相关联的开关会断开以使非候选电极与系 统电路的其余部分隔离。在至少一些实施方式中，该切换还可或替代地用来另外使可用于 激励的可用电极对的数量最大，假设电极对之间的公共接地不受切断的影响。
[0167] 在其它实施方式中，电外科装置可配置成避免泄漏的可能性或另外将这种泄漏考 虑在内，于是，装置的所有电极都可作为治疗周期中用于激励和/或测量的候选电极。
[0168] 在一些实施方式中，电极作为主电极、候选或非候选电极的分配可由阵列中的序 列矩阵或查找表来确定，其识别各电极的状态，以及主电极指定顺序。在一个非限制性实施 方式中，使主电极指定周向循环通过近侧电极，然后周向通过远侧电极（例如，在图1C中， 顺序可以是170a，b，c，d，150a，b，c，d)。然而，可使用任何模式或其它方法，包括顺序中与下 一个之间的最优化距离、序列中下一个的接近度，或分布的均匀性。
[0169] 在一些实施方式中，附加条件可导致特定电极对于特定治疗周期和/或治疗的其 余部分设置成关闭。例如，如下所述，在治疗过程中，可允许差不多4°C温度的过冲（例如， 即使这种过冲导致电极未受到激励，其也不必设置成关闭，并且仍可用于测量）；然而，在 至少一些实施方式中，针对特定电极如果八个连续治疗周期测量温度过冲，那么对于治疗 的其余部分将该电极设置成关闭，治疗继续进行，并且不改变以下所述的控制回路过程。
[0170] 在步骤1304,确定主电极和其它候选电极中的每一个的目标电压。在这个特定实 施方式中，特定电极的目标电压可基于与该电极治疗部位相关联的温度误差以及该电极上 次计算的目标电压（尽管不一定施加）来确定。温度误差可通过测量治疗部位的当前温度 (例如，使用与接近治疗部位的电极相关联的热感测装置）并确定治疗中瞬时测量温度与 目标温度之间的差异来计算。
[0171] 本领域技术人员会认识到，虽然这个特定实施方式描述为使用电压作为控制变 量，但功率可作为电压的替代用作控制变量，例如基于功率与电压之间的已知关系（即，功 率等于电压乘以电流或阻抗）。
[0172] 图14示出了用于确定电极目标电压的子例程的一个实施方式。在1402,通过从实 际温度（T)(例如，由与该电极相关联的热敏电阻测量）减去此时的目标温度（Tg)来计算 与目标温度的温度误差（Te)。在1404,确定在1402计算的温度误差是否大于4°C ( 即，如果 目标温度为68°C，则确定由热敏电阻测量的温度是否高于72°C )。如果温度误差大于4°C， 在1406子例程针对该治疗周期分配该电极的目标电压为零。如果温度误差不大于4°C，则 子例程前进至1408,并判断温度误差是否大于2°C。如果温度误差大于2°C，则在1410,子 例程向该电极分配该电极上次分配的目标电压的75% (或另一个百分比）作为目标电压。 如果温度误差不大于2°C，则在1412,子例程可基于方程来为该电极分配目标电压：
[0173]
[0174] 其中：
[0175] V是目标电压；
[0176] Te是与目标温度的温度误差；
[0177] \是上次分配的电极电压；
[0178] Kt，KP和1^是常数；和
[0179] n是从0到t秒的时间值。
[0180] 在一些实施方式中，包括图14的实施方式，使用的方程可以是：
[0181]
[0182] 其中：
[0183] V是目标电压；
[0184] Te是与目标温度的温度误差；
[0185] \是上次分配的电极电压；
[0186] KP是来自比例控制的常数；和
[0187] K:是来自积分控制的常数。
[0188] 在一些实施方式中，仅使用上次分配的电极电压来确定目标电压是有利地，而不 是使用电压的平均值或者较早治疗周期的电压，因为在一些情况下，在聚焦于精密控制目 标温度的实施方式中，使用较早的电压可能是计算误差的根源。
[0189] 返回到图13,一旦确定了主电极和其它候选电极的目标电压，在步骤1306,确定 主电极的目标电压是否大于零。如果不是，在1308,在那个治疗周期把射频发生器的输出电 压设定成为在1304确定的其他侯选电极的最低目标电压。如果在1304确定的主电极的目 标电压大于零，在1310,在那个治疗周期把射频发生器的输出电压设定成为主电极的目标 电压。
[0190] 在步骤1312,目标电压大于零的主电极和其它候选电极被识别为待激励的电极。 在替代实施方式中，如果那些电极确定的目标电压比设定电压大6V，则仅激励除了主电极 之外的候选电极。
[0191] 在其他实施方式中，如果这些电极确定的目标电压比设定电压大1V、5V或10V，则 仅激励除了主电极之外的候选电极。
[0192] 在步骤1314,确定待激励的电极目前温度是否高于68°C。切断那些温度高于68°C 的电极或以其它方式防止这些电极在这个治疗周期中被激励，在步骤1316,以设定电压激 励那些另外满足以上标准的电极。随后，另一个治疗周期开始，并重复图13的控制回路直 到治疗完成。在一些实施方式中，各治疗周期与上一个和下一个治疗周期不重叠（例如，图 13的步骤在下一个周期的步骤开始之前完全执行），尽管在其它实施方式中，周期可至少 在一定程度上重叠。
[0193] 图16-23是使用肾去神经的Vessix系统治疗一段时间后的温度目标和实际）和 目标电压的图表，该治疗使用图13的控制回路来把装置的八个电极的实际温度调节成目 标温度曲线。应当理解，这些图中标出的目标电压与电极施加的实际电压不同，因为如上所 述，只有其中一个电极的目标电压用于设定在各个治疗周期中施加的实际电压。如图16-23 所示，图13的控制回路起作用来把装置各个电极的实际温度精确地保持在目标温度。还如 图16-23所示，在一些情况下，测量的阻抗可在治疗过程中（特别是在治疗开始时）下降， 反映出响应于高频射频能量，组织中离子的迀移率提高了。
[0194] 已经通过实验确定了，上文所述的温度控制方法的优选实施方式在用作肾去神经 的Vessix系统的一部分时，有效降低了去甲肾上腺素（NEPI)浓度。在一个实验中，对于 健康的约克夏猪，在治疗后第7和28天，评估肾去神经的Vessix系统的效力和安全性，包 括在治疗后第7天肾脏NEPI浓度水平的评估。图25为总结了该特定实验的研究设计的表 格。组1和2的有效性测量为在第7天各个动物治疗的动脉相对于未治疗的对侧控制肾脏 中NEPI水平的百分比减小。图26示出了两组（为平均值土标准偏差（SD))的NEPI百分 比减小。在研究过程中，任何动物的体重、身体状况分数或临床病理学参数没有显著变化。 总体上，在所有组中，所有时间点的平均基线脉管直径相类似。计算腔增益或损失（验尸 之前平均基线直径的平均值），相比于未治疗的动物脉管，治疗的管腔显示出类似的管腔增 益。图27-30中示出了治疗前，射频治疗后第7天和第28天肾动脉有代表性的血管造影图 像。经由血管造影分析，没有检测到急性或慢性的穿孔、切口、血栓或栓塞。
[0195] e.神经信号刺激和监测
[0196] 在上述实施方式的至少一些中，或在替代实施方式中，肾去神经治疗方法和系统 可提供神经信号刺激以及治疗的肾动脉近侧组织中神经信号反应的监测。在一些情况下， 神经活动的这种电描记录图可提供有关去神经治疗有效性的评估和/或调节治疗的反馈。 在至少一些实施方式中，这种电描记录图提供了是否存在神经活动和/或神经活动是否相 对于测量基准移动（例如，减小）的评估，但不涉及映射或量化接近肾动脉的神经组织的存 在。
[0197] 在一个实施方式中，用来传输去神经治疗的相同电极组件（诸如图1C中所示的在 远侧电极极板150a_d和近侧电极极板170a_d上的双极电极对）也可配置成刺激神经信号 并监测神经信号反应。例如，在其中一个远侧电极极板150a-d上的其中一个近侧双极电极 对可用来刺激神经信号，而其中一个远侧电极极板170a_d上的其中一个远侧双极电极对 可用来监测神经信号反应。或者，远侧双极电极可用于刺激，近侧双极电极可用于监测。在 这些或其它实施方式中，刺激和感测可通过轴向或周向相邻的电极对来执行。
[0198] 具有如上述图2A中描述的尺寸、间距、其它几何形状和其它特性的电极222可足 以刺激并监测神经信号，尽管在替代实施方式中，还可进一步减小电极的尺寸和/或修改 其它特性以提供较高的信号分辨率。还可对本文所述的系统和装置做出其它改型使对神经 信号刺激和（特别是）监测的干扰最小。例如，在一些实施方式中，可优化系统电路（诸如， 射频发生器的内部电路）的布局和/或与导管/柔性电路相关联的布线的配对、扭曲和其 它特性以减小电路的固有电容，从而减小电磁通量。
[0199] 在替代实施方式中，用来刺激和/或监测神经信号的电极可不同于用来传输能量 治疗的电极。刺激/监测电极可具有为刺激/监测而优化的位置、几何形状和其它特性，而 能量传输电极可具有为传输能量治疗而优化的位置、几何形状和其它特性。图42示出了包 括用于传输能量治疗的电极（类似于图10中示出的电极）和用于刺激并监测神经信号的 单独的电极（这里，以可展开装置远端和近端上周向环形电极的形式）的导管的实例。图 43示出了包括单独的近侧和远侧可膨胀装置（载有用于刺激并监测神经信号的环形电极） 的导管的实例。图42和43的电极可均是双极电极、单极电极、或者可构成在近侧电极环与 远侧电极环之间的双极电极。如图24D所示，可在用户界面上示出电极的示意表示，以识别 可用于激励的电极区域，并且还可包括通过阻抗测量指示的充分组织并置。由于用户界面 以示意形式示出电极构造，故应当认识到，示意图不应当限制可膨胀结构上的电极构造的 类型。电极可以是环、双极对、点电极、轴向细长电极等中的任意一个或多个。
[0200] 在单极实施方式中，在治疗期间，电极用作刺激和感测的正极，而单独的负极用作 接地。负极可位于可膨胀结构上，导管本体上的一个或多个点处，或者以接地极板的形式在 患者体外。在单极配置中，信号处理和过滤（如下文进一步所述）是令人满意的选择，这是 由于能量输送与神经反应检测之间相对大的大小差异。
[0201] 图1A示出并描述的控制单元110的射频发生器和其它电路可用来生成神经刺激 信号并监测反应，尽管在其它实施方式中，单独的装置可与该系统相关联以生成神经刺激 和/或监测反应。
[0202] 在一个实施方式中，神经刺激可以是大约0.1 V到大约5V范围内的电压，优选地， 大约0. 5V，其由第一电极施加持续大约1秒或更短的时间段，优选地，持续大约0. 5毫秒， 随后是脉宽调制，其可冲击神经组织以传播神经信号。脉冲信号可以是任何形式，方波是优 选形式，因为波形快速开/关的性质以没有斜坡或来自峰值电压的状态有效地刺激神经反 应。
[0203] 神经活动可通过测量以下中的一个或多个来评估，包括响应于刺激的神经信号的 振幅、响应于刺激的神经信号的速度，和/或神经信号的分级振幅。这里，分级振幅是指神 经传导信号相比于治疗前基准的净减小和变化。期望治疗前的信号具有相对较大的振幅和 较平滑的斜率过渡，同时期望接受至少一些治疗后的神经信号具有相对较低的振幅，以及 斜率较少的平滑、突然过渡或中断过渡，这表示神经传导由于治疗而中断。这些测量结果可 通过测量第二电极的电压变化和/或刺激与反应之间测量到的时间来确定，在至少一些实 施方式中，可使用高通和/或低通滤波来把神经信号从背景噪音中区分出来。
[0204] 目前，诸如肾去神经的介入性能量输送疗法是基于解剖学标记来执行的。在肾去 神经的实例中，已知大部分神经位于沿肾动脉长度的位置处。治疗后的评估基于诸如NEPI 和血压降低的副作用，其通常不是立即表示，并且不表示神经生存力。
[0205] 在当前技术水平下，没有方法直接地实时评估肾去神经程序期间肾神经的功能行 为。针对该问题的解决方案为在肾动脉内肾神经附近使用交流电流或直流电流来输送亚阈 值或低刺激信号，以评估它们在肾去神经治疗之前和之后的活性。
[0206] 高分辨率快速神经生存力测量可经由多个诸如图1