JP2013540563A - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
JP2013540563A
JP2013540563A JP2013536754A JP2013536754A JP2013540563A JP 2013540563 A JP2013540563 A JP 2013540563A JP 2013536754 A JP2013536754 A JP 2013536754A JP 2013536754 A JP2013536754 A JP 2013536754A JP 2013540563 A JP2013540563 A JP 2013540563A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
treatment
energy supply
support structure
assembly
control member
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
JP2013536754A
Other languages
English (en)
Inventor
ケヴィン モーク
マリオ アルバラード
ロバート ジェイ ビートル
ファニタ サンチェス コール
ウィリアム チャン
ジャスティン ゴシュガリアン
レオニラ リヴェラ
ソクヨン シン
ミシェル シルヴァー
シナ ソム
アンドリュー ウー
デニス ザリンス
マリア ジー アボイテス
Original Assignee
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
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 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 filed Critical 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
Publication of JP2013540563A publication Critical patent/JP2013540563A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

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
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/04—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0067—Catheters; Hollow probes characterised by the distal end, e.g. tips
    • A61M25/0074—Dynamic characteristics of the catheter tip, e.g. openable, closable, expandable or deformable
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning
    • A61M25/0133—Tip steering devices
    • A61M25/0138—Tip steering devices having flexible regions as a result of weakened outer material, e.g. slots, slits, cuts, joints or coils
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning
    • A61M25/0133—Tip steering devices
    • A61M25/0147—Tip steering devices with movable mechanical means, e.g. pull wires
    • 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
    • A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
    • A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
    • A61B2018/00023—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids closed, i.e. without wound contact by the fluid
    • 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
    • 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
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00577—Ablation
    • 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
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00595—Cauterization
    • 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
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1435—Spiral
    • 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
    • A61B2018/1467—Probes or electrodes therefor using more than two electrodes on a single probe
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0021—Catheters; Hollow probes characterised by the form of the tubing
    • A61M25/0041—Catheters; Hollow probes characterised by the form of the tubing pre-formed, e.g. specially adapted to fit with the anatomy of body channels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning
    • A61M25/0133—Tip steering devices

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

血管内アクセスにより腎神経調節を行うためのカテーテル装置、システム、および方法が本明細書において開示される。本技術の１つの態様は、例えば腎血管に送達されるよう構成された多重電極アレイを有する治療装置を対象とする。このアレイは送達または薄型状態（例えば、略直線状形状）と設置状態（例えば、径方向に拡張された略螺旋形状）との間で選択的に変形可能である。この多重電極アレイは、アレイが配備（例えば螺旋）状態にあるとき、電極またはエネルギー供給要素が腎血管の内側壁部に接触するような寸法および形状を有する。これらの電極またはエネルギー供給要素は、腎機能に寄与する神経繊維または係る神経繊維を供給または灌流する血管構造を加熱または別様に電気的に調節するために熱エネルギーエネルギーよび／または電気エネルギーを直接的および／または間接的に印加するよう構成される。
【選択図】図１７Ｃ

Description

関連出願への相互参照
本願は、以下の係属中の出願に基づく優先権を主張するものである。
（ａ）２０１０年１０月２５日に出願された米国仮出願第６１／４０６，５３１号
（ｂ）２０１０年１０月２６日に出願された米国仮出願第６１／４０６，９６０号
（ｃ）２０１１年１月２８日に出願された米国仮出願第６１／５７２，２９０号
（ｄ）２０１１年８月２５日に出願された米国仮出願第６１／５２８，００１号
（ｅ）２０１１年８月２６日に出願された米国仮出願第６１／５２８，０８６号
（ｆ）２０１１年８月２６日に出願された米国仮出願第６１／５２８，０９１号
（ｇ）２０１１年８月２６日に出願された米国仮出願第６１／５２８，１０８号
（ｈ）２０１１年８月２９日に出願された米国仮出願第６１／５２８，６８４号
（ｉ）２０１１年１０月１２日に出願された米国仮出願第６１／５４６，５１２号
本明細書中、上記の出願全体を全て参考のため援用する。さらに、出願中に開示されかつ参考のため援用される実施形態の構成要素および特徴を本願中に開示および請求される多様な構成要素および特徴と組み合わせることができる。
本技術は、腎臓神経調節と、関連するシステムおよび方法とに主に関する。詳細には、いくつかの実施形態は、血管内腎臓神経調節ならびに関連するシステムおよび方法のための多電極無線周波数（ＲＦ）カテーテル焼灼装置に関する。
交感神経系（ＳＮＳ）は、主な不随意身体管理システムであり、主にストレス反応に関連する。ＳＮＳ繊維は、人体のほとんどの各臓器系中の組織に神経を分布させ、また、特性（例えば、瞳孔径、腸運動性および尿量）に影響を与え得る。このような調節は、ホメオスタシスの維持または環境要素への身体の高速反応の準備の点にいて、適応効用を持ち得る。しかし、ＳＮＳが慢性的に活性化した場合、一般的な不適応反応となり、多くの病態進行の原因となり得る。特に、腎臓ＳＮＳの過剰活性化は、高血圧、容量過負荷状態（例えば、心不全）および進行性腎臓疾患の複雑な人体病態生理の主な要因であることが、実験によって分かっている。例えば、本態性高血圧患者の腎臓ノルエピネフリン（ＮＥ）溢出速度が増加することが、放射性トレーサー希釈によって分かっている。
心臓−腎臓交感神経の活動亢進は、心不全患者において特に顕著にみられる。例えば、これらの患者において、心臓および腎臓から血漿へのＮＥ溢出増大がみられることが多い。ＳＮＳ活性の増大は、腎臓疾病が慢性かつ末期であることを示すことが多い。末期の腎臓疾病である患者において、ＮＥ血漿レベルが中央値を超えている場合、心臓血管疾病およびいくつかの死因の前兆であることが実証されている。これは、糖尿病または造影剤腎症の患者にもあてはまる。エビデンスによれば、罹患腎臓から発生する感覚求心性信号は、中央交感神経溢出の増大の開始および維持に対する主な寄与要素である。
腎臓を刺激する交感神経は、血管、傍糸球体装置および腎臓尿細管において終端する。腎臓交感神経が刺激された場合、レニン遊離の増加、ナトリウム（Ｎａ+）再吸収の増加、および腎臓血流の低下が発生し得る。腎臓機能のこれらの神経調節構成要素は、病態において大きく刺激され、その結果交感神経系の緊張増大が発生し、高血圧患者の血圧増大に寄与し得る。腎臓交感神経遠心性刺激に起因する腎臓血流および糸球体ろ過速度の低下は、心臓−腎臓性症候群における腎臓機能の損失（すなわち、慢性心不全の進行性合併症としての腎臓機能障害）の主因である可能性が高い。腎臓遠心性交感神経刺激の結果を阻止するための薬理学的戦略を挙げると、中枢性交感神経遮断薬、（レニン遊離低減のための）ベータブロッカー、（レニン遊離に起因するアンジオテンシンＩＩおよびアルドステロン活性の作用を阻止するための）アンギオテンシン変換酵素阻害剤および受容体遮断薬、および（腎臓交感神経によって媒介されたナトリウムおよび水分の保持を無効化するための）利尿薬がある。しかし、これらの薬理学的戦略の場合、大幅な制約がある（例えば、限られた効能、適合性の問題、副作用）。そのため、代替的な治療戦略について、公衆衛生上の必要性が高まっている。
本開示の多くの態様は、以下の図面を参照してよりよく理解することができる。図中の構成要素は、必ずしも縮尺で描かれていない。すなわち、本開示の原理を明瞭に例証することに重点をおく。
本技術の実施形態によって構成された血管内腎臓神経調節システムを示す。 本技術の実施形態による多電極カテーテル装置による腎臓神経の調節を示す。 腎臓動脈内において送達状態（例えば、薄型または折畳構成）の、本技術の実施形態によるガイドカテーテルと共に用いられるカテーテルシャフトおよび多電極アレイの遠位部分を示す。 本技術の実施形態による、腎臓動脈内において設置状態（例えば、拡張構成）になっている図３Ａのカテーテルシャフトおよび多電極アレイの遠位部分を示す。 本技術の実施形態による、腎臓動脈内において設置状態になっている治療デバイスの部分切り取り等角図である。 本技術の実施形態による、治療デバイス内において用いられる治療用アセンブリの平面図である。 図４Ａの治療用アセンブリの等角図である。 図４Ｂの螺旋状構造の端面図であり、本技術の実施形態による、治療用アセンブリ内のエネルギー供給要素の角度オフセットを示す。 病変部を含む血管の側面図である。上記血管は、治療用アセンブリによって予言的にされ、上記アセンブリは、円周方向にかつ長手方向に重複するが、螺旋状経路に沿って重複しないように配置される。 図４Ａおよび図４Ｂの治療用アセンブリと共に用いられるエネルギー供給要素またはデバイスの多様な実施形態を示す。 図４Ａおよび図４Ｂの治療用アセンブリと共に用いられるエネルギー供給要素またはデバイスの多様な実施形態を示す。 図４Ａおよび図４Ｂの治療用アセンブリと共に用いられるエネルギー供給要素またはデバイスの多様な実施形態を示す。 図４Ａおよび図４Ｂの治療用アセンブリと共に用いられるエネルギー供給要素またはデバイスの多様な実施形態を示す。 治療用アセンブリの実施形態を示す。上記治療用アセンブリにおいて、支持構造は導電性であり、エネルギー供給要素として機能する。 本技術の実施形態に従って構成された、長尺シャフトを含む治療デバイスの実施形態を示す。上記長尺シャフトは、異なる機械領域および機能領域を有する。 図６Ａの治療デバイスにおいて用いられるスロットパターンの平面図である。 実施形態による、送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）にある患者外の図６Ａの治療デバイスの遠位部分の斜視図である。 患者外の図６Ｃの治療デバイスが設置状態（例えば、拡張構成）にある様子の斜視図である。 図６Ａの支持構造の遠位領域が概して螺旋状の設置状態にある様子の部分的模式平面図である。 本技術の別の実施形態による、多角形状設置状態における治療デバイスの遠位部分の部分的模式平面図である。 本技術の別の実施形態による図６Ａの治療デバイスにおいて用いられるスロットパターンの平面図である。 本技術の別の実施形態に従って構成された治療デバイスにおいて用いられる支持構造の斜視図である。 図６Ｈの支持構造において用いられるスロットパターンの実施形態の平面図である。 本技術の実施形態に従って構成された治療デバイスと共に用いられるスロットパターンの平面図である。 本技術の実施形態による、設置状態における図６Ｈの支持構造の変形スロットを示す。 本技術の実施形態による、設置状態における図６Ｈの支持構造の変形スロットを示す。 本技術の実施形態に従って構成された治療デバイスと共に用いられるスロットパターンの平面図である。 本技術の実施形態に従って構成された治療デバイスと共に用いられるスロットパターンの平面図である。 患者の腎臓動脈内における設置状態における、図６Ｎのスロットパターンを含む支持構造を有する治療デバイスの一部の模式図である。 本技術の実施形態に従って構成された治療デバイスと共に用いられる穴パターンの平面図である。 患者外の送達状態における、図７Ａの穴パターンを有する可撓性領域を含む治療デバイスの遠位部分の斜視図である。 本技術の実施形態による、図６Ｉのスロットパターンを含む治療デバイスの部分断面の分解斜視図である。 本技術の実施形態に従って構成された支持構造の遠位端部の多様な構成を示す。 本技術の実施形態に従って構成された支持構造の遠位端部の多様な構成を示す。 本技術の実施形態に従って構成された支持構造の遠位端部の多様な構成を示す。 患者外の設置状態（例えば、拡張構成）における、本技術の実施形態によって構成された治療デバイスを示す。 送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）にある図９Ａの治療デバイスを示す。 設置状態における、本技術の実施形態によって構成された治療デバイスの別の実施形態を示す。 送達状態における治療デバイスのさらに別の実施形態を示す。 設置状態における図９Ｄのデバイスを示す。 本技術の実施形態による、送達状態にある患者外の別の治療デバイスの分解平面図である。 設置状態にある図１０Ａのデバイスの遠位部分の詳細図である。 本技術の別の実施形態による、送達状態にある治療デバイスの部分断面の分解側面図である。 図１１Ａの設置状態にある治療デバイスの部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、図１１Ａのデバイス内において用いられるハンドルアセンブリの長手方向断面図である。 本技術の実施形態による、図１１Ａのデバイス内において用いられる別のハンドルアセンブリの長手方向断面図である。 本技術の実施形態による、送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）にある患者外の治療デバイスの遠位部分の側面図である。 設置状態（例えば、拡張構成）にある患者外の図１２Ｂの治療デバイスの遠位部分の側面図である。 本技術の実施形態にある、送達状態にある治療デバイスの部分断面の分解側面図である。 腎臓動脈内における設置状態における図１３Ａの実施形態の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、送達状態にある治療デバイスの別の実施形態の分解長手方向断面図である。 腎臓動脈内における設置状態における図１４Ａの実施形態の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、送達状態にある治療デバイスの別の実施形態の遠位部分の長手方向断面図である。 腎臓動脈内における設置状態における図１４Ｃの実施形態の分解長手方向断面図である。 本技術の実施形態による、送達状態にある治療デバイスの別の実施形態の遠位部分の長手方向断面図である。 腎臓動脈内の設置状態における図１５Ａの実施形態の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、患者の腎臓動脈内の送達状態における治療デバイスの一実施形態の断面図である。 本技術の実施形態による、患者の腎臓動脈内の設置状態における治療デバイスの一実施形態の断面図である。 本技術の実施形態に従って構成された高速交換型の治療デバイスの遠位部分の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による送達状態における高速交換型の治療デバイスの遠位部分の部分断面の分解側面図である。 設置状態にある図１７Ｂの治療デバイスの遠位部分の分解側面図である。 本技術の実施形態による、高速交換型の治療デバイスの別の実施形態の遠位部分の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、別の高速交換型の治療デバイスの遠位部分の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、高速交換型の治療デバイスのさらに別の実施形態の遠位部分の部分断面の分解側面図である。 本技術の実施形態による、腎臓動脈中の理論的血流を示す。 本技術の実施形態による、腎臓動脈内の流体再方向付け要素を含む治療用アセンブリの断面図である。 支持構造の側面図であり、本技術の実施形態による、送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）にある患者外の流体再方向付け要素の模式図である。 本技術の実施形態による、図１のシステムと共に用いられ得るエネルギー供給アルゴリズムを示すグラフである。 本技術の実施形態による、治療評価のためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、治療評価のためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、高温状態の発生時においてオペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、高インピーダンス状態の発生時においてオペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、高度の血管収縮の発生時においてオペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、異常な心拍状態の発生時においてオペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の実施形態による、低血流状態の発生時においてオペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズムを示すブロック図である。 本技術の局面に従って構成された代表的な生成器ディスプレイ画面を示すスクリーンショットである。 本技術の局面に従って構成された代表的な生成器ディスプレイ画面を示すスクリーンショットである。 本技術の実施形態による、図１のシステムのパッケージ構成要素を含むキットを示す。 交感神経系（ＳＮＳ）の概念図であり、ＳＮＳを介した脳と身体との間の通信様態を示す。 左腎臓に神経を分布させることで、左腎臓動脈周囲の腎神経叢が形成される様子を示す拡大解剖図である。 人体の解剖図および概念図であり、脳と腎臓との間の神経系の遠心性および求心性通信を示す。 人体の解剖図および概念図であり、脳と腎臓との間の神経系の遠心性および求心性通信を示す。 ヒトの動脈血管系および静脈血管系の解剖図である。 ヒトの動脈血管系および静脈血管系の解剖図である。
本技術は、経皮経管的血管内アクセスにより、電気的にかつ／または熱的に誘導された腎臓神経調節を行う（すなわち、腎臓を刺激する神経線維を不活性にするかまたは他の場合に上記神経線維の機能を完全または部分的に低下させる）ための装置、システムおよび方法に関連する。詳細には、本技術の実施形態は、多電極アレイを有するカテーテル治療デバイスを用いて装置、システムおよび方法に関連する。上記多電極アレイは、送達状態または薄型状態（例えば、概して直線状形状）と、設置状態（例えば、径方向拡張、概して螺旋状形状）との間で移動可能である。上記アレイによって搬送される電極またはエネルギー供給要素は、カテーテルを介して経皮経管的経路（例えば、大腿部動脈穿刺、腸骨動脈および大動脈、径方向動脈、または別の適切な血管内経路）に沿って進行された後、エネルギー（例えば、電気エネルギー、無線周波数（ＲＦ）電気エネルギー、パルス電気エネルギー、熱エネルギー）を腎臓動脈へと送達するように、構成される。上記多電極アレイはのサイズおよび形状は、上記アレイが上記腎臓動脈内において上記設置（例えば、螺旋状）状態にあるとき、上記電極またはエネルギー供給要素が腎臓動脈の内壁と接触するようなサイズおよび形状にされる。加えて、上記設置アレイの螺旋状形状により、上記螺旋部を通じた血流が可能となる。このような血流により、上記エネルギー供給要素の活性時における上記腎臓動脈の閉塞の回避を支援することが期待される。さらに、上記アレイ内および上記アレイの周囲の血流により、関連する電極および／または周囲の組織が冷却され得る。いくつかの実施形態において、上記エネルギー供給要素の冷却により、より高い出力レベルの送達をより低い温度において行うことが可能となる。上記より低い温度は、冷却無しに到達され得る。この特徴は、治療時における過熱の危険性無しに、治療時におけるより深い病変および／またはより大きな病変の発生、内膜面温度の低下ならびに／あるいはより長い活性時間を支援することが期待される。
以下、いくつかの本技術の実施形態の特定の詳細について、図１〜図３２Ｂを参照して説明する。上記実施形態のうち多くにおいて、多電極アレイを用いた腎臓神経の血管内調節のためのデバイス、システムおよび方法について以下において説明するが、本明細書中に記載のものに加えて他の用途および他の実施形態は、本技術の範囲内である。さらに、いくつかの他の本技術の実施形態は、本明細書中に記載のもの以外の別の構成、構成要素または手順を持ち得る。よって、当業者であれば、本技術においてさらなる要素を用いた他の実施形態が可能であり、あるいは、本技術において図１〜図３２Ｂを参照して以下に図示および記載する特徴のうちいくつかを用いずに他の実施形態が可能であることを理解する。
本明細書中用いられる「遠位」および「近位」という用語は、治療を行っている臨床医または臨床医の制御デバイス（例えば、ハンドルアセンブリ）に対する位置または方向を定義する。「遠位」または「遠位方向に」とは、臨床医または臨床医の制御デバイスから離れる方向に距離を空けた位置を指す。「近位」および「近位方向に」とは、臨床医または臨床医の制御デバイスに近づくかまたはそこに向かう方向を指す。
Ｉ．腎臓神経調節
腎臓神経調節とは、腎臓を刺激する神経の部分的無力化または完全な無力化あるいは他の有効な混乱である。詳細には、腎臓神経調節を挙げると、腎臓を刺激する神経線維（すなわち、遠心性神経繊維および／または求心性神経繊維）に沿った神経系の通信の抑制、低減および／または遮断がある。このような無力化は、長期であり得る（例えば、永久また月、年または１０年単位の長期）場合もあるい、あるいは短期（例えば、分、時間、日または週の期間）の場合もある。交感神経活動の全体的増加および詳細には中央交感神経の刺激によって特徴付けられたいくつかの臨床状態（例えば、高血圧、心不全、急性心筋梗塞、メタボリック症候群、インスリン抵抗性、糖尿病、左心室肥大、慢性腎臓疾病および末期腎臓疾病、心不全における不適切な流体保持、心臓腎臓性症候群、および急死）を腎臓神経調節により効果的に治療することが期待される。求心性神経系の信号を低減は、交感神経系の緊張／駆動の全体的低下に寄与し、腎臓神経調節は、全身交感神経に関連するいくつかの状態を活動または活動亢進について治療する際に有用であることが期待される。腎臓神経調節により、交感神経から刺激を受ける多様な臓器および身体構造が恩恵を受けることができる。例えば、中央交感神経駆動を低減することにより、メタボリック症候群および２型糖尿病の患者のインスリン抵抗性を低減することができる。さらに、骨粗しょう症を交感神経的に活性化させることができ、腎臓神経調節を伴う交感神経駆動の下方制御から恩恵を受けることができる。関連する患者解剖および生理について、以下のセクションＩＸでより詳細に説明する。
多様な技術を用いて、神経系経路（例えば、腎臓を刺激するもの）を部分的または完全に無力化することができる。エネルギー供給要素（単数または複数）によってエネルギー（例えば、電気エネルギー、熱エネルギー）を組織へと意図的に付加することにより、腎臓動脈の外膜内に密接に配置されているかまたは腎臓動脈の外膜に隣接している腎臓動脈の局所的領域および腎神経叢ＲＰの隣接領域上に１つ以上の所望の加熱効果が発生し得る。このように加熱効果を意図的に付加することにより、腎神経叢ＲＰの全体または一部に沿って神経調節を行うことが可能となる。
上記加熱効果は、（例えば、継続的加熱および／または抵抗加熱を介して）熱剥離および非外科的熱変質または損傷双方を含む。所望の加熱効果を挙げると、対象神経線維温度を所望の閾値よりも高くなるまで上昇させて非外科的熱変質を生じさせるか、または、より高い温度よりも高い温度まで上昇させて外科的熱変質を生じさせることがある。例えば、非外科的熱変質のためには、対象温度を体温（例えば、およそ３７℃）を超えかつ約４５℃よりも低い温度にし、あるいは、外科的熱変質のためには、上記対象温度を約４５℃以上にすることができる。
より詳細には、約３７℃の体温を超えかつ約４５℃の温度よりも低い熱エネルギー（熱）への露出が行われた場合、対象神経線維または対象繊維をかん流させる血管構造の中程度の加熱を介して熱変質が発生し得る。血管構造が罹患している場合、対象神経線維のかん流が拒否され、その結果神経系の組織が壊死する。例えば、その結果、上記繊維または構造において非外科的熱変質が発生し得る。温度約４５℃または約６０℃を超える温度へ露出させた場合、繊維または構造の大幅な加熱に起因して熱変質が発生し得る。例えば、このようなより高い温度に起因して、対象神経線維または上記血管構造の熱的切除が可能となる。患者によっては、上記対象神経線維または血管構造の熱的切除温度を約９０℃未満、または約８５℃未満、または約８０℃未満および／または約７５℃未満にすることが望ましい。熱神経調節を行うために用いられる熱露出の種類に関係無く、腎臓交感神経活動（「ＲＳＮＡ」）の低減が期待される。
ＩＩ．多電極アレイを有するカテーテル装置の選択された実施形態
図１は、本技術の実施形態によって構成された腎臓神経調節システム１０（「システム１０」）を示す。システム１０は、血管内治療デバイス１２を含む。血管内治療デバイス１２は、エネルギー源またはエネルギー生成器２６へと動作可能に接続される。図１に示す実施形態において、治療デバイス１２（例えば、カテーテル）は、長尺シャフト１６を含む。長尺シャフト１６は、近位部分１８と、近位部分１８の近位領域に設けられたハンドル３４と、近位部分１８に相対して遠位方向に延びる遠位部分２０とを有する。治療デバイス１２は、シャフト１６の遠位部分２０において治療用アセンブリまたは治療セクション２１をさらに含む。以下にさらに詳述するように、治療用アセンブリ２１は、２つ以上の電極またはエネルギー供給要素２４のアレイを含み得る。このアレイは、薄型構成において腎臓血管（例えば、腎臓動脈）へと送達されるように構成される。腎臓血管内の対象治療部位へと送達されると、治療用アセンブリ２１は、拡張状態（例えば、概して螺旋状構成または渦巻き状構成）へと設置するようにさらに構成され、これにより、上記治療部位へエネルギーを送達し、治療的に有効な電気的にかつ／または熱的に誘導された腎臓神経調節を提供する。あるいは、上記設置状態によって上記エネルギーを上記治療部位へと送達する場合、上記設置状態を非螺旋状としてもよい。いくつかの実施形態において、治療用アセンブリ２１は、遠隔作動を介して（例えば、アクチュエータ３６（例えば、ハンドル３４によって搬送されるノブ、ピン、またはレバー）を介して）設置状態または配置構成へと配置または変換することができる。しかし、他の実施形態において、他の適切な機構または技術を用いて治療用アセンブリ２１を送達状態と設置状態との間で変換することができる。
治療用アセンブリ２１の近位端部は、長尺シャフト１６の遠位部分２０によって搬送されるか、または、長尺シャフト１６の遠位部分２０へと固定される。治療用アセンブリ２１の遠位端部は、例えば無傷曲線状先端またはキャップにより治療デバイス１２を終端させ得る。あるいは、治療用アセンブリ２１の遠位端部は、システム１０または治療デバイス１２の別の要素と係合するように構成され得る。例えば、治療用アセンブリ２１の遠位端部は、治療デバイス送達のためにオーバーザワイヤ（「ＯＴＷ」）または高速交換（「ＲＸ」）技術を用いてガイドワイヤ（図示せず）を係合させるための通路を規定し得る。このような配置構成についてのさらなる詳細について、図９Ａ〜図１７Ｅを参照して以下にさらに詳述する。
エネルギー源またはエネルギー生成器２６（例えば、ＲＦエネルギー生成器）は、エネルギー供給要素２４を介した対象治療部位へ送達されるべき選択された形態および大きさのエネルギーを生成するように、構成される。エネルギー生成器２６は、ケーブル２８を介して治療デバイス１２へと電気的に接続され得る。少なくとも１つの供給ワイヤ（図示せず）が長尺シャフト１６に沿ってまたは長尺シャフト１６中の形状を通じてエネルギー供給要素２４へと延び、治療エネルギーをエネルギー供給要素２４へと伝送する。いくつかの実施形態において、各エネルギー供給要素２４は、固有の供給ワイヤを含む。しかし、他の実施形態において、２つ以上のエネルギー供給要素２４を同一供給ワイヤへ電気的に接続してもよい。制御機構（例えば、フットペダル３２）を、エネルギー生成器２６へと接続され（例えば、空気圧で接続されるまたは電気的に接続され）得、これにより、オペレータによる生成器の多様な動作特性（例を非限定的に挙げると、出力供給）の開始、終了および任意選択的に調節することが可能となる。システム１０はまた、リモート制御デバイス（図示せず）を含み得る。上記リモート制御デバイス（図示せず）は、無菌野内に配置することができ、エネルギー供給要素２４へと動作可能に接続することができる。上記リモート制御デバイスは、上記電極を選択的にオン／オフすることが可能なように構成される。他の実施形態において、上記リモート制御デバイスは、ハンドルアセンブリ３４内に内蔵され得る。エネルギー生成器２６は、自動制御アルゴリズム３０を介してかつ／または臨床医の制御下で治療エネルギーを送達するように、構成され得る。加えて、エネルギー生成器２６は、１つ以上の評価またはフィードバックアルゴリズム３１を含み得る。フィードバックアルゴリズム３１は、治療前、治療中および／または治療後にフィードバックを上記臨床医へと提供する。適切な制御アルゴリズムおよび評価／フィードバックアルゴリズムについてのさらなる詳細について、図２０〜図２７を参照して以下に説明する。
いくつかの実施形態において、システム１０は、エネルギー供給要素２４を介して単極電界の送達を行う様に、構成され得る。このような実施形態において、中性または分散電極３８をエネルギー生成器２６へと電気的に接続し、（図２に示すように）患者外部に取り付けることができる。さらに、１つ以上のセンサー（図示せず）（例えば、１つ以上の温度（例えば、サーモカップル、サーミスタ）、インピーダンス、圧力、光学、流れ、化学的または他のセンサー）をエネルギー供給要素２４に近接してまたはエネルギー供給要素２４内に配置し、１つ以上の供給ワイヤ（図示せず）へと接続することができる。例えば、合計２個の供給ワイヤを設けることができ、双方のワイヤによって上記センサーからの信号を伝送し、１つのワイヤを二重目的のために用い、また１つのワイヤによってエネルギーをエネルギー供給要素２４へと搬送することができる。あるいは、異なる数の供給ワイヤを用いて、エネルギーをエネルギー供給要素２４へと搬送することができる。
エネルギー生成器２６は、デバイスまたはモニターの一部であり得る。上記デバイスまたはモニターは、処理回路（例えば、マイクロプロセッサおよびディスプレイ）を含み得る。上記処理回路は、制御アルゴリズム３０に関連する保存された命令を実行するように、構成され得る。上記モニターは、（例えば、ケーブル２８を介して）治療デバイス１２と通信して、エネルギー供給要素２４への出力の制御および／またはエネルギー供給要素２４または任意の関連するセンサーからの信号の入手を行うように、構成され得る。上記モニターは、出力レベルまたはセンサーデータの通知（例えば、音声通知、視覚的通知または他の通知）を提供するように構成され得、あるいは、上記情報を別のデバイスへ通信するように構成され得る。例えば、エネルギー生成器２６はまた、治療情報を表示するためのカテーテル実験用スクリーンまたはシステムへと動作可能に接続されるように構成され得る。
（図３０を参照して）図２は、システム１０の実施形態の腎臓神経の調節を示す。治療デバイス１２は、血管内経路Ｐを通じて腎神経叢ＲＰへとアクセスを提供する（例えば、大腿部（図示せず）、上腕、径方向、または腋窩動脈内の経皮アクセス部位を通じた各腎臓動脈ＲＡ内の対象治療部位へのアクセス）。図示のように、シャフト１６の近位部分１８の一部が、患者の外部において露出される。シャフト１６の近位部分１８を血管内経路Ｐの外部から操作することにより、臨床医は、蛇行形状であり得る血管内経路Ｐを通じてシャフト１６を前進させ得、シャフト１６の遠位部分２０を遠隔操作し得る。画像ガイダンス（例えば、コンピューター断層撮影（ＣＴ）、蛍光透視法、血管内超音波（ＩＶＵＳ）、光コヒーレンストモグラフィー（ＯＣＴ）、または別の適切なガイダンスモダリティまたはこれらの組み合わせ）を用いて、上記臨床医の操作を支援することができる。さらに、いくつかの実施形態において、画像ガイダンス構成要素（例えば、ＩＶＵＳ、ＯＣＴ）を治療デバイス１２そのものに組み込むこともできる。治療用アセンブリ２１を適切に腎臓動脈ＲＡ内に配置した後、ハンドル３４または他の適切な手段を用いて、エネルギー供給要素２４が腎臓動脈ＲＡの内壁と安定的に接触するまで治療用アセンブリ２１を径方向に拡張させるかまたは別の場合に設置させることができる。次に、エネルギー供給要素２４からのエネルギーを組織へと意図的に付与することにより、１つ以上の所望の神経調節効果を腎臓動脈の局所的領域および腎神経叢ＲＰの隣接領域に付加することができる。上記腎臓動脈の局所的領域および腎神経叢ＲＰの隣接領域は、腎臓動脈ＲＡの外膜内に密接に、隣接してまたは近接して配置される。このようにエネルギーを付加することにより、腎神経叢ＲＰ全体またはその一部に沿った神経調節を行うことが可能になる。
神経調節効果は、少なくとも部分的に、出力、時間、およびエネルギー供給要素２４および血管壁と、上記血管中の血流との間の接触の関数である。神経調節効果を上げると、除神経、熱剥離、および非外科的熱変質または損傷（例えば、熱保持および／または抵抗加熱を介したもの）がある。所望の加熱効果を挙げると、非外科的熱変質を生じさせるために対象神経線維温度を所望の閾値を超える温度まで上げること、または外科的熱変質を生じさせるためにより高い温度を超える温度まで上げることがある。例えば、対象温度は、非外科的熱変質のためには体温（例えば、およそ３７℃）を超えかつ約４５℃未満である温度であり得、あるいは、外科的熱変質のためには上記対象温度を約４５℃以上の温度にすることもできる。所望の非熱神経調節効果を挙げると、神経内を通じて送られる電気信号を変化させることをがある。
いくつかの実施形態において、治療用アセンブリ２１のエネルギー供給要素２４は、支持構造２２に近接するか、支持構造２２に隣接するか、または支持構造２２によって搬送され得る（例えば、支持構造２２へ接着され、ネジ固定され、巻き付けられる／または圧着され得る）。支持構造２２の近位端部は好適には、接続部（図示せず）を介して長尺シャフト１６の遠位部分２０に接続される。上記接続部は、長尺シャフト１６の一体構成要素であり得（すなわち、別個の部分でなくてもよく）、あるいは、上記接続部を別個の部分（例えば、カラー（例えば、Ｘ線不透過性帯）として長尺シャフト１６の外面周囲に巻き付けて、支持構造２２を長尺シャフト１６へ固定してもよい。しかし、他の実施形態において、別の配置構成および／または異なる特徴を用いて、支持構造２２を長尺シャフト１６と関連付けてもよい。
さらに別の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、支持構造２２そのものの選択された部分または全体を形成または規定し得る。すなわち、以下にさらに詳述するように、支持構造２２は、エネルギーを送達することができる。さらに、いくつかの実施形態において治療用アセンブリ２１は単一のエネルギー供給要素と共に機能し得るが、治療用アセンブリ２１は好適には、支持構造２２と関連するかまたは支持構造２２を規定する複数のエネルギー供給要素２４を含むことが理解される。複数のエネルギー供給要素２４が設けられる場合、エネルギー供給要素２４は、出力を（同時に、選択的にまたは連続的に）独立的に送達し得（すなわち、エネルギー供給要素２４を単極的に用いることができ）、かつ／または、上記要素の任意の所望の組み合わせ間において出力を送達することができる（すなわち、両極的に用いることができる）。さらに、臨床医は、良好にカスタマイズされた病変（単数または複数）を多様な形状またはパターンを有する腎臓動脈内に形成するために、出力供給に用いられるべきエネルギー供給要素（単数または複数）２４を任意選択的に選択することができる。
図３Ａは、シャフト１６の遠位部分２０および治療用アセンブリ２１が腎臓動脈ＲＡ内において送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）にある状態の一実施形態を示す断面図である。図３Ｂおよび図３Ｃは、治療用アセンブリ２１が腎臓動脈内において設置状態（例えば、拡張または螺旋状構成）にある様子を示す。先ず図３Ａを参照して、治療用アセンブリ２１の折畳または送達配置構成は、上記アセンブリの長手方向軸Ａ−Ａの周囲において薄型を規定し、これにより、治療用アセンブリ２１の横方向寸法が、動脈壁５５と治療デバイス１２との間にクリアランス距離を規定できるような充分な小さな寸法となる。上記送達状態により、治療デバイス１２の挿入および／または取り外しが促進され、所望であれば、腎臓動脈ＲＡ内への治療用アセンブリ２１の再配置も促進される。
上記折畳構成において、例えば、支持構造２２の形状により、治療用アセンブリ２１をガイドカテーテル９０を通じて腎臓動脈ＲＡ内の治療部位へと移動させる過程が促進される。さらに、上記折畳構成において、治療用アセンブリ２１は、腎臓動脈ＲＡ内において適合されるようなサイズおよび形状にされ、また、腎臓動脈内径５２よりも小さな長さと、（治療用アセンブリ２１の近位端部から治療用アセンブリ２１の遠位端部への）長さが腎臓動脈長さ５４よりも小さくなっている。さらに、以下にさらに詳述するように、支持構造２２の形状は、（上記送達状態において）中央軸周囲において最小横方向寸法を規定し、中央軸の方向において最大長さを規定するようにも配置される。上記最小横方向寸法は、腎臓動脈内径５２よりも小さい。上記最大長さは好適には、腎臓動脈長さ５４よりも小さい。一実施形態において、例えば、治療用アセンブリ２１の最小直径は、長尺シャフト１６の内径にほぼ等しい。
シャフト１６の遠位部分２０は、各左／右腎臓動脈中への進入を得るために実質的に可撓性であり得る。上記可撓性は、ガイドカテーテル、ガイドワイヤまたはシースによって規定される経路を追随することにより、得られる。例えば、遠位部分２０の可撓性は、ガイドカテーテル９０（例えば、事前形成された屈曲部を遠位端部の近隣に設けることで、シャフト１６を所望の経路に沿って経皮挿入部位から腎臓動脈ＲＡへと方向付ける腎臓ガイドカテーテル）によって付与され得る。別の実施形態において、ガイドワイヤ（例えば、図２のガイドワイヤ６６）を係合および追跡することにより、治療デバイス１２を腎臓動脈ＲＡ内の治療部位へと方向付けることができる。上記ガイドワイヤは、腎臓動脈ＲＡ内に挿入され、経皮アクセス部位へと延びる。動作時において、上記ガイドワイヤは好適には先ず腎臓動脈ＲＡ内へと送達され、その後、ガイドワイヤ形状を含む長尺シャフト１６をガイドワイヤを介して腎臓動脈ＲＡ内へと送る。いくつかのガイドワイヤ手順において、（図１６Ａおよび図１６Ｂを参照して以下にさらに詳述する）管状送達シース１２９１を上記ガイドワイヤを介して送る（すなわち、上記送達シースによって規定された形状を上記ガイドワイヤ上においてスライドさせて）腎臓動脈ＲＡ中へと進入させる。送達シース１２９１（図１６Ａ）を腎臓動脈ＲＡ内に配置した後、上記ガイドワイヤを治療カテーテル（例えば、治療デバイス１２）のために除去および交換することができる。上記治療カテーテルは、送達シース１２９１を通じて腎臓動脈ＲＡ中へと送達され得る。さらに、いくつかの実施形態において、ハンドルアセンブリ３４（図１および図２）を介して遠位部分２０を腎臓動脈ＲＡ中へと方向付けまたは「操縦」することができる。このような方向付けまたは「操縦」は、例えば、作動可能な要素３６によってまたは別の制御要素によって行われる。長尺シャフト１６の可撓性は、米国特許出願第１２／５４５，６４８号（「Ａｐａｐｒａｔｕｓ， Ｓｙｓｔｅｍ， ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ Ｆｏｒ ａｃｈｉｅｖｉｎｇ Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ， Ｔｈｅｒｍａｌｌｙ−Ｉｎｄｕｃｅｄ Ｒｅｎａｌ Ｎｅｕｒｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ」（Ｗｕらへ付与））中に記載のように、達成され得る。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する。代替的にまたは追加的に、操縦可能なガイドカテーテル（図示せず）を通じて治療デバイス１２およびその遠位部分２０を挿入することにより、治療デバイス１２およびその遠位部分２０を撓ませることができる。上記操縦可能なガイドカテーテル（図示せず）は、事前形成されたまたは操縦可能な屈曲部をその遠位端部の近隣に含む。上記屈曲部は、上記ガイドカテーテルの近位端部からの操作により、調節および再形成することができる。
治療デバイス１２の任意の部分（例えば、長尺シャフト１６）および治療用アセンブリ２１のエネルギー供給要素２４の最大外寸（例えば、直径）は、ガイドカテーテル９０の内径によって規定され得る。ガイドカテーテル９０を通じて、デバイス１２が送られる。１つの特定の実施形態において、例えば内径がおよそ０．０９１インチ（２．３１ｍｍ）である８フレンチガイドカテーテルをガイドカテーテルとして用いて、腎臓動脈へとアクセスすることができる。エネルギー供給要素２４とガイドカテーテルとの間に合理的なクリアランス公差を得ることにより、治療用アセンブリ２１の最大外寸は、概しておよそ０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）以下である。実質的に螺旋状の支持構造を有する治療用アセンブリによってエネルギー供給要素２４を搬送するために、上記拡張または螺旋状構成の最大幅は好適には、およそ０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）以下である。しかし、より小型の５フレンチガイドカテーテルを用いるためには、より小さな外径を治療デバイス１２に沿って用いることが必要となり得る。例えば、５フレンチガイドカテーテル内においてルーティングされるべき螺旋状支持構造２２を有する治療用アセンブリ２１は好適には、外寸または最大幅が約０．０５３インチ（１．３５ｍｍ）を超えてはならない。さらに他の実施形態において、最大幅が実質的に０．０５３インチ（１．３５ｍｍ）である治療用アセンブリ２１を設ければ、エネルギー供給要素とガイドカテーテルとの間に充分なクリアランスが得られるため望ましい。さらに、いくつかの実施形態において、上記ガイドカテーテルおよび治療用アセンブリ２１によって約１．５：１の直径比を規定する配置構成が望ましい。別の例において、６フレンチガイドカテーテル内において送達されるべき螺旋状構造およびエネルギー供給要素２４の外寸は、０．０７０インチ（１．７８ｍｍ）を超えない。さらなる例において、他の適切なガイドカテーテルを用いることがｄけい、治療デバイス１２の外寸および／または配置構成を相応に変更することができる。
腎臓動脈ＲＡ内のシャフト１６の遠位部分２０に治療用アセンブリ２１を配置した後、治療用アセンブリ２１を送達状態から設置状態または設置構成へと変換させる。本明細書中に記載のようなデバイス構成要素の配置構成を特定の実施形態およびその多様な設置モードについて用いて、上記変換を開始することができる。以下にさらに詳述しかつ１つ以上の本技術の実施形態に従って、制御部材（例えば、引き抜き用ワイヤまたは張力ワイヤ、ガイドワイヤ、シャフトまたは探り針）によって上記治療用アセンブリを設置させることができる。上記制御部材は、上記治療用アセンブリの支持構造と内部的または外部的に係合して、変形力または形成力を上記アセンブリへと付加して、その結果上記アセンブリを設置状態へと変換させる。あるいは、治療用アセンブリ２１を自己拡張または設置させてもよく、これにより、径方向拘束が無くなった結果、上記アセンブリが設置される。さらに、ほとんどの実施形態において、治療用アセンブリ２１を送達状態から設置状態へと変換するために用いられるモダリティを逆転させることで、治療用アセンブリ２１を上記設置状態から送達状態へ変換して戻すことができる。
支持構造２２およびエネルギー供給要素２４を各腎臓動脈ＲＡ内においてさらに操作することにより、各腎臓動脈ＲＡの内壁に沿ってエネルギー供給要素２４を組織に対して近接配置することが可能になる。例えば、図３Ｂおよび図３Ｃに示すように、治療用アセンブリ２１を腎臓動脈ＲＡ内において拡張させることで、エネルギー供給要素２４を腎臓動脈壁５５と接触させる。いくつかの実施形態において、遠位部分２０を操作することにより、エネルギー供給要素２４と腎臓動脈壁との間の接触も容易になる。本明細書中に記載の支持構造の実施形態（例えば、支持構造２２）は、腎臓動脈内壁５５とエネルギー供給要素２４との間の接触力が最大値を超えないようにすることが、記載される。加えて、支持構造２２または本明細書中に記載の他の適切な支持構造は好適には、動脈壁５５に対して一貫した接触力を提供するものであるとよく、これにより、一貫した病変形成が可能となる。
上記アライメントは、エネルギー供給要素２４および腎臓動脈壁５５の形状局面のアライメントも含み得る。例えば、エネルギー供給要素２４が円筒形状を円形端部と共に含む実施形態において、アライメントは、個々のエネルギー供給要素２４の長手方向表面と、動脈壁５５とのアライメントを含み得る。別の例において、実施形態は、構造形状または不活性表面を有するエネルギー供給要素２４を含み得、アライメントは、上記構造形状または不活性表面が動脈壁５５と接触しないようにエネルギー供給要素２４をアライメントさせることを含み得る。
図３Ｂおよび図３Ｃから最良に分かるように、設置状態において、治療用アセンブリ２１は、実質的に螺旋状の支持構造２２を規定する。支持構造２２は、螺旋状経路に沿って腎臓動脈壁５５と接触する。この配置構成の１つの利点として、血管の外周へ圧力を付加することなく、上記螺旋状構造からの圧力を広範囲の径方向へ付加することができる。よって、上記螺旋状の治療用アセンブリ２１は、上記壁が任意の方向において移動したとき、エネルギー供給要素２４と動脈壁５５との間に安定接触を提供することを期待される。さらに、螺旋状経路に沿って血管壁５５へと付加される圧力は、血管の外周を伸長または膨張させる可能性が低く、これに起因して、血管組織の損傷が発生し得る。上記拡張螺旋状構造のさらに別の特徴として、上記構造が径方向において広範囲において血管壁と接触し得、充分に開口した形状を上記血管中に維持することができ、これにより、治療時において上記螺旋部を通じて血液を流すことが可能になる。
図３Ｂから最良に分かるように、上記設置状態において、支持構造２２は、治療用アセンブリ２１の最大軸方向長さを規定する。上記最大軸方向長さは、主要腎臓動脈の腎臓動脈長さ５４（すなわち、分岐近隣の腎臓動脈の一部）以下である。この長さは患者によって異なるため、設置状態の螺旋状の支持構造２２は、異なる患者に合わせた異なるサイズで（例えば、図４Ａに示すように異なる長さＬおよび／または直径Ｄで）製造することができることが考えられる。図３Ｂおよび図３Ｃを参照して、上記設置状態において、螺旋状の治療用アセンブリ２１により、円周方向において不連続な接触がエネルギー供給要素２４と腎臓動脈ＲＡの内壁５５との間に得られる。すなわち、上記螺旋状経路は、部分アーク（すなわち、＜３６０°）、全体アーク（すなわち、３６０°）または全体アークを超えるもの（すなわち、＞３６０°）を血管の長手方向軸の周囲の結果に沿って含み得る。いくつかの実施形態において、しかし、上記アークは、動脈中央軸に対して垂直な一面内に実質的にあるが、好適には動脈の中央軸と共に鈍角を規定する。
Ａ．螺旋状構造
図４Ａは、本技術の実施形態による治療デバイス（例えば、治療デバイス１２）と共に用いられる治療または治療用アセンブリ２１の実施形態の平面図である。図４Ｂは、図４Ａの治療用アセンブリ２１の等角図である。図４Ａおよび図４Ｂ中のエネルギー供給要素２４はひとえに例示目的のためのものであり、治療用アセンブリ２１は、異なる数および／または配置構成のエネルギー供給要素２４を含み得ることが理解される。
図４Ａおよび図４Ｂに示すように、螺旋部は、全体的直径Ｄ、長さＬ、螺旋角度α（上記螺旋部に対する接線とその軸との間の角度）、ピッチＨＰ（軸に対して平行に測定された１つの螺旋回転部全体の長手方向距離）、および回転数（上記螺旋部が軸周囲において３６０°の回転を完了する数）によって少なくとも部分的に特徴付けられ得る。
詳細には、上記螺旋部の設置または拡張構成は、（例えば、血管壁または他の構造によって制限されていない）自由空間における伸長軸に沿った軸方向長さＬにより、特徴付けられ得る。螺旋状支持構造２２は送達状態から径方向に拡張するため、直径Ｄが増加し、長さＬは低減する。すなわち、上記螺旋状構造が設置すると、遠位端部２２ａが軸方向に近位端部２２ｂに向かって移動する（またはこの逆が行われルーティング）。そのため、設置長さＬは、未拡張または送達長さ未満である。特定の実施形態において、支持構造２２の遠位端部部分２２ａまたは近位端部部分２２ｂのうち１つのみが長尺シャフト１６またはその延長部へと固定的に接続される。他の実施形態において、遠位端部部分２２ａおよび近位端部部分２２ｂを相互にねじることにより、支持構造２２を設置または拡張構成へと変換することができる。
図４Ｂを参照して、設置した螺旋状の支持構造２２は、螺旋状部分に対して遠位にある遠位延長部２６ａを任意選択的に含む。上記螺旋状部分は、比較的直線状であり、無傷（例えば、曲線状）先端５０と共に終端し得る。先端５０を含む遠位延長部２６ａは、血管が損傷を受ける危険性を低減することができる。この理由は、上記螺旋状構造が拡張しかつ／または送達シースが退避することで、上記螺旋状構造が血管中において拡張する際のアライメントが促進されるからである。いくつかの実施形態において、遠位延長部２６ａは、概して直線状であり（かつ可撓性）であり、遠位延長部２６ａの長さは、約４０ｍｍ未満である（例えば、２ｍｍ〜１０ｍｍ）である。先端５０は、接着、溶接、圧着、オーバーモールドおよび／または半田により、ポリマーまたは金属によって構成され得、構造要素の端部へと固定される。他の実施形態において、先端５０は、上記構造要素と同じ材料から構成され得、機械加工または溶融により先端５０内へと作製され得る。他の実施形態において、遠位延長部２６ａは、異なる構成および／または特徴を持ち得る。例えば、いくつかの実施形態において、先端５０は、エネルギー供給要素またはＸ線不透過性マーカーを含み得る。さらに、遠位延長部２６ａは任意選択の特徴であり、全ての実施形態において用いなくてもよい。
上記螺旋状構造はまた、近位延長部２６ｂを任意選択的に持ち得る。近位延長部２６ｂは、支持構造２２の螺旋状領域と比較して比較的直線状である。近位延長部２６ｂは、例えば支持構造２２の延長部であり得、近位延長部２６ｂの長さは０ｍｍ〜４０ｍｍ（例えば、約２〜１０ｍｍ）であり得る。あるいは、近位延長部２６ｂは、支持構造２２の残り部分よりも高い可撓性を有する別個の材料（例えば、ポリマー繊維）を含み得る。近位延長部２６ｂは、支持構造２２の螺旋状領域と、長尺シャフト１６の遠位端部（図１）との間の可撓性接続が得られるように、構成される。この特徴は、長尺シャフト１６から螺旋状構造２２の螺旋状領域へと転送される力を低減することにより、設置した螺旋状支持構造２２と血管壁との間のアライメントを促進することが期待される。これは、例えば、上記長尺シャフトが上記血管壁の側部へと付勢された場合または上記長尺シャフトが上記血管壁へと移動して上記螺旋状構造の配置を保持する際に、有用であり得る。
再度図４Ａおよび図４Ｂを共に参照して（また図３Ａおよび図３Ｂを参照して）、配置された螺旋状構造２２の寸法は、意図される腎臓動脈形状に合わせて選択され得るその物理的特性およびその構成（例えば、拡張対未拡張）によって影響を受ける。例えば、設置した螺旋状構造の軸方向長さＬは、患者の腎臓動脈（例えば、図３Ａおよび図３Ｂの腎臓動脈ＲＡの長さ５４）よりも長くならないように、選択され得る。例えば、アクセス部位と腎臓動脈口との間の距離（例えば、大腿部アクセス部位から腎臓動脈への距離は典型的には、約４０ｃｍ〜約５５ｃｍである）は、大動脈および最遠位治療部位から腎臓動脈長さに沿った腎臓動脈の（典型的には約７ｃｍ未満である）長さを超えることが多い。よって、長尺シャフト１６（図１）は少なくとも４０ｃｍであり、上記螺旋状構造は未拡張長さＬにおいて約７ｃｍ未満であることが考えられる。未拡張構成における長さを約４ｃｍを超えないようにすると、多数の患者において用いるのに適切であり得、拡張構成において長い接触領域が得られ、いくつかの実施形態において、複数のエネルギー供給要素を配置するための長い領域が得られる。しかし、未拡張構成において長さを（例えば、約２ｃｍ未満まで）短くすると、短い腎臓動脈を有する患者内における利用が可能となる。螺旋状構造２２はまた、典型的な腎臓動脈直径と共に機能するように設計することもできる。例えば、腎臓動脈ＲＡの直径５２（図３Ａ）は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍの範囲において変動し得る。特定の実施形態において、螺旋状構造２２上へのエネルギー供給要素２４の配置は、腎臓動脈ＲＡに相対する腎神経叢ＲＰの推定位置に対して選択すればよい。
別の特定の実施形態において、治療用アセンブリ２１の一部または支持構造は、未拘束構成（すなわち、図４Ａおよび図４Ｂに示すような身体外の構成）へと完全に設置した場合、螺旋状形状を含む。上記螺旋状形状は、約１５ｍｍ未満の直径Ｄ（例えば、約１２ｍｍ、１０ｍｍ、８ｍｍ、または６ｍｍ）と、約４０ｍｍ以下の長さＬ（例えば、約２５ｍｍ未満、約２０ｍｍ未満、約１５ｍｍ未満）と、約２０°〜７５°の螺旋角度α（例えば、約３５°〜５５°の螺旋角度α）と、０．２５〜６の回転範囲（例えば、０．７５〜２の回転範囲、０．７５〜１．２５の回転範囲）と、約５ｍｍ〜２０ｍｍのピッチＨＰ（例えば、約７ｍｍ〜１３ｍｍのピッチＨＰ）とを有する。別の例において、治療用アセンブリ２１は、径方向において送達状態から送達状態へと拡張するように、構成され得る。上記送達状態において、中央軸周囲における直径はおよそ１０ｍｍであり、上記送達状態において、エネルギー供給要素２４は動脈壁と接触する。上記の寸法／角度は特定の本技術の実施形態と関連し、他の本技術の実施形態に従って構成された治療用アセンブリは、異なる配置構成および／または構成を持ち得ることが理解される。
いくつかの実施形態において、設置された螺旋状支持構造２２は、概して円筒状であり得る（すなわち、螺旋直径は、長さの大部分に沿って概して一貫し得る）。しかし、構造２２における変更例が可能である（例えば、円錐螺旋状形状、テーパー構造要素、時計回りまたは反時計回りの経路、一貫したまたは異なるピッチ）ことも企図される。
一実施形態において、支持構造２２は、固体構造要素（例えば、ワイヤ、管、コイルケーブルまたは編組ケーブル）を含み得る。支持構造２２は、生体適合性金属および／またはポリマー（例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリアミド、ポリイミド、ポリエチレンブロックアミドコポリマー、ポリプロピレン、またはポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）ポリマー）から形成され得る。いくつかの実施形態において、支持構造２２は、非導電性、導電性であり得る（例えば、ステンレススチール、ニチノール、銀、白金、ニッケル−コバルト−クロム−モリブデン合金または導電性材料および非導電性材料の組み合わせ）。１つの特定の実施形態において、例えば、支持構造２２は、事前形成された材料によって形成され得る（例えば、バネテンパーステンレススチールまたはニチノール。さらに、特定の実施形態において、構造２２は、Ｘ線不透過性材料から少なくとも部分的に形成され得る。上記Ｘ線不透過性材料は、Ｘ線透視的に画像化することが可能であり、これにより、治療用アセンブリ２１が腎臓動脈内に適切に配置および／または設置されるかを臨床医が決定することが可能である。Ｘ線不透過性材料の例を挙げると、例えば、硫酸バリウム、三酸化ビスマス、次炭酸ビスマス、粉末タングステン、粉末タンタル、または多様な処方の特定の金属がある（例えば、金および白金）。これらの材料は、構造要素２２において直接用いてもよいし、あるいは、螺旋状構造２２上の部分的または全体的コーティングを形成してもよい。
一般的に、螺旋状構造２２は、挿入されて拡張して腎臓動脈壁５５の内面と接触した際（図３Ａおよび図３Ｂ）、所望の外径方向の力を腎臓動脈壁５５（図３Ａおよび図３Ｂ）へと付加するように設計され得る。上記径方向力は、螺旋状構造２２が患者内の動脈壁５５に対して拡張した際、腎臓動脈ＲＡの伸長または膨張からの損傷を回避するように、選択され得る。腎臓動脈ＲＡの損傷を回避し得る径方向力は、適切な安定化力をさらに提供し得、典型的な血圧によって動脈壁上へと付加される径方向力を計算することにより、決定され得る。例えば、適切な径方向力は、約３００ｍＮ／ｍｍ以下であり得る（例えば、２００ｍＮ／ｍｍ以下であり得る）。付加される径方向力に影響を付与し得る要素を挙げると、支持構造２２の形状および剛性がある。１つの特定の実施形態において、支持構造２２の直径は、約０．００３〜０．００９インチ（０．０８〜０．２３ｍｍ）でありる。支持構造２２の組成に応じて、拡張時における腎臓動脈に対する所望の一致および／または径方向力を促進するように、上記構造要素の直径を選択することができる。例えば、より高剛性の材料（例えば、金属）から形成された支持構造２２を高可撓性ポリマー上に形成された支持構造２２と比較してより肉薄にすることで、類似の可撓性および径方向力のプロファイルを得ることができる。螺旋状支持構造２２の外方圧力は、関連する圧力変換器によってｉｎ ｖｉｖｏで評価することができる。
加えて、特定の第２のプロセス（例えば、熱処理およびアニーリング）により繊維材料を硬化または軟化させた場合、強度および剛性に影響が出る場合がある。詳細には、形状記憶合金（例えば、ニチノール）の場合、異なる最終特性の同一出発材料が得られるように、これらの第２のプロセスを変更することができる。例えば、可撓性向上のために、弾性域または柔軟性を増加させることができる。形状記憶合金の第２の処理により、遷移温度（すなわち、当該構造が所望の径方向強度および剛性を示す温度）に影響が出る。形状記憶特性（例えば、形状記憶ニチノール）を用いた実施形態において、この遷移温度は通常の体温（例えば、約３７℃）に設定され得るか、または、約３７℃〜４５℃に設定され得る。超弾性ニチノールを含む他の実施形態においてにおいて、遷移温度が体温を大幅に下回り得る（例えば０℃を下回り得る）。あるいは、上記螺旋状構造を弾性または超弾性材料（例えば、ニチノール）から形成して、熱工学処理によって所望の螺旋状形状にすることができる。あるいは、螺旋状構造２２を複数の材料（例えば、１つ以上のポリマーおよび金属）から形成することも可能である。
再度図３Ｂおよび図３Ｃを共に参照して、治療用アセンブリ２１の支持構造２２は、患者に挿入されていない場合、最大直径まで設置することが可能であることが理解されるべきである。上記最大直径は、送達状態における直径よりも大きい。さらに、螺旋状構造２２のサイズは、上記最大直径が腎臓動脈ＲＡの形状直径５２よりも大きくなるようなサイズにされ得る。しかし、患者に挿入されて設置状態に変換されると、螺旋状構造２２は径方向に拡張して上記腎臓動脈形状を網羅し、その最大の外周断面において、（例えば、エネルギー供給要素２４が上記空間のうち一部を占有する実施形態において）腎臓動脈ＲＡの直径５２よりも若干小さくなる。過度の損傷無しに若干量の血管膨張が発生し得、構造２２の最大外周断面が腎臓動脈ＲＡの直径５２よりも若干大きくなるかまたは１つ以上のエネルギー供給要素２４が腎臓動脈ＲＡの壁５５中へと若干圧入されるように、構造２２が拡張し得る。動脈壁５５の若干の膨張および無害の膨張を発生させる螺旋状アセンブリまたはアレイを用いることにより、動脈が呼吸運動および脈動血流と共に移動した場合でも、エネルギー供給要素２４と動脈壁５５との間の安定した接触力を有利に得ることができ、かつ／または、エネルギー供給要素２４を所定位置に保持することができる。腎臓動脈ＲＡのこの直径５２は患者によって異なるため、治療用アセンブリ２１は、送達直径と最大直径との間において一定範囲の直径をとることができる。
上述したように、螺旋状構成における設置された治療用アセンブリ２１の１つの特徴として、上記螺旋状構造と関連付けられたエネルギー供給要素２４を血管壁と安定的に接触した状態で配置することで、一貫した病変を信頼性を以て生成することができる点がある。さらに、複数のエネルギー供給要素２４を螺旋状構造に沿って適切な間隔で配置することで、所望の病変構成を対象血管内に得ることができる。上記した螺旋状構成を有する治療用アセンブリ２１のいくつかの実施形態の別の特徴として、比較的広範囲の異なる血管直径内にかつ／または多様な屈曲部内に適合するように上記アセンブリを拡張させることが可能な点がある。
Ｂ．エネルギー供給要素のサイズおよび構成
本明細書中に記載の実施形態は、１つ以上のエネルギー供給要素２４と共に用いられるべきであることが理解されるべきである。以下にさらに詳述するように、エネルギー供給要素２４を搬送する配置された螺旋状構造は、腎臓動脈への治療エネルギー供給を再位置決めの必要なく行うことが可能なように、構成される。エネルギー供給要素２４の例示的実施形態を図５Ａ〜図５Ｄに示す。螺旋状構造２２と関連付けられたエネルギー供給要素２４は、別個の要素としてもよいし、あるいは螺旋状構造２２と一体としてもよい。患者によっては、エネルギー供給要素（単数または複数）２４を用いて、単一の病変または腎臓動脈外周周囲において間隔を空けて配置された複数の局所性病変を生成することが望ましい場合がある。代替的または追加的に、所望の長手方向および／または外周寸法の単一の局所性病変、１つ以上の全円病変、共通長手方向位置において円周方向に間隔を空けて配置された複数の局所性病変、渦巻き形状病変、離断渦巻き状病変、概して直線状の病変および／または共通外周位置に設けられた複数の長手方向に間隔を空けて配置された別個の局所性病変も生成され得る。さらなる実施形態において、エネルギー供給要素２４を用いて、多様な他の形状形状またはパターンを有する病変を生成することが可能である。
エネルギー供給要素２４のサイズ、形状および数に応じて、形成された病変を腎臓動脈外周の周囲において間隔を空けて配置することができ、同一の形成された病変も、腎臓動脈の長手方向軸に沿って間隔を空けて配置することができる。特定の実施形態において、各形成された病変により血管外周のうち少なくとも１０％を被覆して、腎神経叢への影響の可能性を増加させることが望ましい。さらに、腎臓の除神経を行うために、血管の近位端部または遠位端部からみた形成病変パターンを腎臓動脈外周周囲のうち少なくとも大部分に延ばすことが望ましいことが考えられる。換言すれば、各形成された病変は、外周の円弧を被覆し、上記血管の端部からみた各病変が上記パターン内のまたは他の病変と隣接または重複隣接して、これにより、実際の外周病変または仮想的外周病変のいずれかが生成される。実際の外周病変を規定する形成された病変は、腎臓動脈の長手方向軸に対して垂直な単一面内にある。仮想的外周病変単一の垂直面内に配置され得る複数の病変によって規定されるが、１つよりも多くの病変からなるパターンを形成することも可能である。仮想的外周病変を含む形成病変のうち少なくとも１つは、軸方向において他の病変から間隔を空けて配置される。非限定的例において、仮想的外周病変は、腎臓動脈に沿って単一の螺旋状パターン内に生成された６個の病変を含み得、これにょり、各病変は、血管外周のうち少なくとも１／６に沿った円弧に及び、これにより、得られた病変パターンは、上記血管の端部からみたとき、上記血管外周を完全に包含する。しかし、他の例において、仮想的外周病変は、異なる数の病変を含み得る。また、各病変が上記外膜中に上記外膜を超えて充分に深く貫通し、これにより、腎神経叢に影響を与えることが望ましい。しかし、過度に深い（例えば、＞５ｍｍ）病変の場合、非対象組織および組織構造（例えば、腎臓静脈）と干渉する危険性があり、そのため、エネルギー治療の深さを制御することも望ましい。
図４Ａおよび図４Ｂに示すように、エネルギー供給要素２４は、所望の配置構成における螺旋状構造２２上に分散され得る。例えば、エネルギー供給要素２４間の軸方向距離は、腎臓動脈壁５５上の個々のエネルギー供給要素２４によって形成された病変縁が重複するかまたは重複しないように、選択され得る。軸方向距離ｘｘまたはｙｙのうち１つまたは双方は、約２ｍｍ〜約１ｃｍであり得る。特定の実施形態において、軸方向距離ｓｘｘまたはｙｙは、約２ｍｍ〜約５ｍｍであり得る。別の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、約３０ｍｍだけ間隔を空けて配置され得る。さらに別の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、約１１ｍｍだけ間隔を空けて配置され得る。さらに別の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、約１７．５ｍｍだけ間隔を空けて配置される。さらに、軸方向距離ｘｘは、軸方向距離ｙｙ以下であり得るか、軸方向距離ｙｙにほぼ等しいか、または軸方向距離ｙｙを超え得る。
エネルギー供給要素２４の間隔は、螺旋状長さ距離ｚｚによって特徴付けられ得る。螺旋状長さ距離ｚｚは、螺旋状構造２２の経路に沿ったエネルギー供給要素間の距離である。螺旋状長さ距離ｚｚは、エネルギー供給要素２４によって生成される病変サイズに基づいて、上記病変が重複するかまたは重複しないように、選択され得る。いくつかの実施形態において、エネルギー供給要素２４は、長手方向におよび円周方向において相互にオフセットする。例えば、図４Ｃは、螺旋状構造２２の端面図であり、エネルギー供給要素２４が配置された螺旋状構造２２の外周周囲における角度オフセットまたは分離を示す。詳細には、エネルギー供給要素２４ｃは、ネルギー送達要素２４ａから角度１５０だけオフセットし、エネルギー供給要素２４ｂから角度１５２だけオフセットする。上記オフセット角度は、エネルギー供給要素２４ａ、２４ｂおよび２４ｃを介してエネルギーが腎臓動脈へと付与された際、上記病変が円周方向において重複するかまたは重複しないように、選択され得る。
図４Ｄは、形成された病変３４０が円周方向におよび／または長手方向に重複しているが螺旋状経路に沿って重複していない血管の側面図である。より詳細には、病変３４０は、血管の一端（例えば、図４Ｃ）および／または長手方向重複３４２からみたときに外周重複３４１を有しかつ螺旋状長さ重複を生成せずかつ螺旋状長さ隙間３４３を形成するように、エネルギー供給要素２４によって形成され得る。例えば、エネルギー供給要素２４は、ＲＦエネルギーの電界を血管壁へと付加するための電極の形態をとり得、また、約６〜７ｍｍの螺旋状長さ距離だけ間隔を空けて配置された上記電極によって直径約５ｍｍの病変を生成するように、構成され得る。エネルギー供給要素２４の数および位置に応じて、任意の適切な数の曲線部を含む螺旋状病変パターンを形成することができる。そのため、治療デバイス１２は、単一のエネルギー付加を用いて、複雑な病変パターンを形成することができる。図４Ａ〜図４Ｃに示す実施形態は例示的なものであり、本質的に模式的なものであり、相互に相関しておらず、また、ひとえに本技術の特定の局面を明らかにするためにしめされている点に留意されたい。よって、エネルギー供給要素２４の数および間隔はそれぞれ、図４Ａ〜図４Ｃにおいて異なり、特に再位置決めを行わずに治療用アセンブリ２１を１回だけで設置させる場合のエネルギー付加時において、図示された実施形態によって形成された病変が、上記したような仮想的外周病変を得るための充分に重複したパターンを生成できない場合がある。
再度図３Ｂを参照して、個々のエネルギー供給要素２４は、エネルギー生成器２６（図１）へと接続され、腎臓動脈の内壁と接触するようなサイズおよび構成にされる。図示の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、単極または単極モードで動作し得る。この配置構成において、例えば外部分散電極（図１および図２中に要素３８として示す）（中性電極または中性電極とも呼ばれる）により、上記付加されたＲＦ電界のための帰還路が確率される。ＲＦ電界エネルギーの単極付加は、上記電極の近隣の組織をーム的または抵抗的に加熱する機能を担う。ＲＦ電界の付加により、組織が熱的な損傷を受ける。治療目的は、対象神経線維中の神経調節（例えば、壊死、熱変質または焼灼）を熱的に誘発することである。上記熱損傷に起因して、血管壁中に病変が形成される。あるいは、上記組織を熱損傷させない程度の振動またはパルス強度でＲＦ電界を送達してもよく、これにより、神経信号の電気的加工によって対象神経中の神経調節が達成される。
エネルギー供給要素２４の活性表面積は、要素２４のエネルギー伝送領域として規定され得、組織と密接して配置され得る。上記エネルギー供給要素と血管壁とが過度に接触した領域が有る場合、上記組織と上記エネルギー供給要素との間の界面またはその周囲において高温になり過ぎる原因となり得、その結果、この界面において過度の熱発生に繋がり得る。このような過度の熱がある場合、円周方向に過度に大きくなった病変が発生し得る。また、血管壁への熱付加も望ましく様態になり得る。場合によっては、過大な接触が有った場合も、病変が小さくまた浅くなる原因となり得る。エネルギー供給要素と血管壁との間の接触が少なすぎる場合、血管壁の加熱が表面的になる原因となり得、その結果、病変が小さ過ぎる（例えば、血管外周の＜１０％）かつ／または浅すぎる原因となり得る。
エネルギー供給要素２４と血管内壁（例えば、腎臓動脈壁５５）との間の活性接触表面積（ＡＳＡ）は、血管壁上の熱エネルギー場の生成の効率および制御に大きな影響を持ち、その結果、腎神経叢中の対象神経線維に熱的に影響を与える。上記エネルギー供給要素のＡＳＡは、望ましいサイズおよび深さの病変を得るために重要であるが、エネルギー供給要素２４および電極４６ののＡＳＡと全表面積（ＴＳＡ）との間の比も重要である。このようなＡＳＡ／ＴＳＡ比は、病変形成に対して以下のように２つの点において影響を与える：（１）電界を介した抵抗加熱の程度、および（２）血流または他の対流冷却要素（例えば、注入生理食塩水）の効果。例えば、ＲＦ電界に起因して、電界へ晒された組織の抵抗加熱を介して病変形成が発生する。上記ＡＳＡ／ＴＳＡ比が高くなるほど（すなわち、電極と組織との間の接触が高くなるほど）、抵抗加熱が高くなり、例えばより大きな病変が形成される。以下にさらに詳述するように、上記電極の非接触部分（ＴＳＡからＡＳＡをマイナスしたもの）上の血流により、上記電極の導電および対流冷却が可能になり、これにより、血管壁と電極との間の界面から離隔方向において過度の熱エネルギーを搬送する。上記ＡＳＡ／ＴＳＡ比が高すぎる場合（例えば、５０％を超える場合）、上記組織の抵抗加熱が進行しすぎる場合がり、その結果過度の熱エネルギーの除去が不十分になり得、その結果、過度の熱生成が発生し、狭窄損傷、血栓形成および望ましくない病変サイズの可能性が増加する。上記ＡＳＡ／ＴＳＡ比が低すぎる場合（例えば、１０％）、組織の抵抗加熱も低すぎる結果となり、その結果、加熱が表面的になり、病変もより小型かつ浅くなる。代表的な実施形態において、組織と接触するエネルギー供給要素２４のＡＳＡは、以下のように表される。
Figure 2013540563
ＡＳＡ／ＴＳＡ比を５０％を超える数値にした場合も、出力供給アルゴリズムの低下による補償および／または電極を血流へ露出させることによる上記電極の対流冷却の利用により、過度の熱生成無く効果的であり得る。以下にさらに説明するように、冷却液体（例えば、生理食塩水（例えば、室温の生理食塩水または冷却生理食塩水））を上記電極上かつ血流中に注入することにより、電極冷却を行うことができる。
臨床的理由（例えば、ガイドカテーテルの所望の最大寸法、および腎臓動脈形状そのもののサイズおよび解剖構造）に起因して、エネルギー供給要素２４について多様なサイズ的制約が存在し得る。いくつかの実施形態（例えば、図１３および図２５に示すもの）において、エネルギー供給要素２４の最大外径（または断面寸法または非円形断面）は、長尺シャフト１６ハンドルアセンブリ３４に対して遠位の長尺シャフト１６の長さにおける最大直径であり得る。上述したように、臨床的理由のために、エネルギー供給要素２４の最大外径（または断面寸法）は、ガイドカテーテルの最大内径によって制限される。上記ガイドカテーテルを通じて、長尺シャフト１６が血管内経路１４を通じて送られる。（内径がおよそ０．０９１インチ（２．３１ｍｍ）である）８フレンチガイドカテーテルが（臨床的観点からみて）腎臓動脈へとアクセスするために用いられる所望の最大のカテーテルであり、エネルギー供給要素２４とガイドカテーテルとの間の合理的なクリアランス公差が可能であるとみなした場合、電極４６の最大直径は、約０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）へ制限される。８フレンチガイドカテーテルの代わりに６フレンチガイドカテーテルを用いる場合、エネルギー供給要素２４の最大直径は、約０．０７０インチ（１．７８ｍｍ）（例えば、約０．０５０インチ（１．２７ｍｍ））に制限される。５フレンチガイドカテーテルが用いられる場合、エネルギー供給要素２４の最大直径は、約０．０５３インチ（１．３５ｍｍ）に制限される。
これらの制限および上記した出力供給考慮事項に基づいて、エネルギー供給要素２４の外径は、約０．０４９〜約０．０５１インチ（１．２４ｍｍ〜１．３０ｍｍ）であり得る。エネルギー供給要素２４の最小外径は、充分な冷却および病変サイズが得られるように、約０．０２０インチ（０．５１ｍｍ）であり得る。いくつかの実施形態において、エネルギー供給要素２４の長さは、約１ｍｍ〜約３ｍｍであり得る。エネルギー供給要素２４が抵抗加熱要素であるいくつかの実施形態において、エネルギー供給要素２４の最大外径は、約０．０４９〜０．０５１インチ（１．２４ｍｍ〜１．３０ｍｍ）であり、長さは約１０ｍｍ〜３０ｍｍである。例えば、エネルギー供給要素２４の一実施形態は、支持構造（例えば、管状構造）の周囲に配置された４〜６個の電極の複数のアレイを提供する。エネルギー供給要素２４は、例えば金電極であってもよいし、あるいは、白金、白金イリジウムまたは別の適切な材料であってもよい。１つの特定の実施形態において、上記電極の長さは、約０．０３０インチＩＤ×０．０３２５ＯＤインチ×０．０６０インチ（０．７６ｍｍｘ０．８３ｍｍ×１．５２ｍｍ）である。さらに別の特定の実施形態において、上記電極の長さは、０．０２９インチＩＤ×０．０３３インチＯＤ×０．０６０インチ長さ（０．７２ｍｍ×０．８３ｍｍ×１．５２ｍｍ）である。さらに別の特定の実施形態において、上記電極の長さは、０．０３８インチＩＤ×０．０４２インチＯＤ×０．０６０インチ長さ（０．９７ｍｍ×１．０７ｍｍ×１．５２ｍｍ）である。さらに、上記電極は、ポリマー中に被覆された電極それぞれの供給ワイヤアレイによって支持構造から適切に電気的に絶縁され得、これにより、小型パッケージ化された電極アレイアセンブリ約支持構造２２が得られる。
他の実施形態において、治療デバイス１２の外径は、１つ以上のエネルギー供給要素２４によって規定され得、要素（例えば、図８Ａに示すような制御ワイヤ１６８）によってさらに規定され得る。例えば、特定の実施形態を８フレンチガイドカテーテルと共に用いることができ、この実施形態は、エネルギー供給要素（単数または複数）２４および制御ワイヤを含み得る。エネルギー供給要素（単数または複数）２４の直径は約０．０４９〜０．０５３インチ（１．２４ｍｍ〜１．３５ｍｍ）であり、上記制御ワイヤの直径は約０．００５〜０．０１５インチ（０．１３ｍｍ〜０。３８ｍｍ）である。しかし、他の実施形態において、エネルギー供給要素２４および／または制御ワイヤの配置構成および／または寸法は異なり得る。
特定の実施形態において、螺旋状構造２２は、導電性材料によって形成され得る。例えば、螺旋状構造２２は、ニチノールワイヤ、ケーブルまたは管から構成され得る。図５Ｅに示すように、ワイヤリード１９により、螺旋状構造２２がエネルギー生成器２６へと接続され得る。螺旋状構造２２は、腎臓動脈壁との接触領域を形成し、エネルギー供給要素２４として機能する。この構成において、螺旋状構造２２は、連続的な螺旋状病変を生成することができる。エネルギー供給要素２４となるように構成された螺旋状構造２２は、センサー３３を任意選択的に含み得る。センサー３３は、螺旋状構造２２上、螺旋状構造２２内および／または螺旋状構造２２の近隣に配置され、供給ワイヤ３５へと電気的に接続され得る。
他の実施形態において、導電性螺旋状構造２２は、少なくとも部分的に絶縁される。すなわち、上記導電性螺旋状構造は、電気的絶縁性材料によって部分的に被覆され、螺旋状構造２２の非被覆部分は、１つ以上の導電性エネルギー供給要素２４として機能する。エネルギー供給要素２４は、任意のサイズ、形状または数であり得、本明細書中に記載のように相互に配置され得る。
エネルギー供給要素２４は、熱エネルギーを送達する（すなわち、加熱し、熱エネルギーを組織へと伝導する）ように構成され得る。例えば、エネルギー供給要素は、電気的抵抗要素（例えば、サーミスタまたは電気抵抗ワイヤ製のコイル）であり得、これにより、上記エネルギー供給要素内を電流が通過した場合、熱が発生する。電気抵抗ワイヤは、例えば合金（例えば、ニッケル−クロム）であり得、直径は例えば４８〜３０ＡＷＧである。上記抵抗ワイヤは、例えばポリイミドエナメルによって電気絶縁され得る。
特定の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、治療時において腎臓動脈に相対して角度を以て配置され得る。再度図１および図２を参照して、例えば、この角度再位置決めは、治療用アセンブリ２１を圧縮し、治療デバイス１２の長尺シャフト１６をハンドルアセンブリ３４を介して回転することにより、達成され得る。エネルギー供給要素２４の角度または外周再位置決めに加えて、エネルギー供給要素２４は、任意選択的に腎臓動脈の長さ方向または長手方向寸法に沿って再配置することも可能である。この長手方向の再位置決めは、例えば治療デバイス１２の長尺シャフト１６をハンドルアセンブリ３４を介して平行移動させることにより行うことができ、エネルギー供給要素２４の角度再位置決めの前、後または同時に行われ得る。図３Ｂを参照して、再位置決めエネルギー供給要素２４は、長手方向および角度寸法双方において、腎神経叢ＲＰの治療のための第２の治療部位において、エネルギー供給要素２４を腎臓動脈ＲＡの内壁５５と接触させる。動作時において、その後エネルギーをエネルギー供給要素２４を介して送達して、この第２の治療部位において第２の局所性病変を形成する。複数のエネルギー供給要素２４が螺旋状構造と関連付けられる実施形態において、初期治療に起因して２つ以上の病変が発生し得、再位置決めにより、さらなる病変の治療が可能になる。
特定の実施形態において、螺旋状支持構造２２の再位置決めを介して得られた病変は、腎臓動脈ＲＡの角度および長さ方向寸法の周囲において初期病変（単数または複数）から角度方向および長手方向にオフセットする。エネルギー供給要素（単数または複数）２４の任意の再位置決め後に初期エネルギー付加およびその後の全てのエネルギー付加によって腎臓動脈ＲＡに沿って生成された複合的病変パターンに起因して、不連続な病変が有効に発生し得る（すなわち、複数の長手方向および角度方向に間隔を空けて配置された治療部位から形成される）。
別の実施形態において、エネルギー供給要素２４は、導電性ワイヤの形態をとり得る。図５Ｄに示すように、例えば、導電性ワイヤ５００を螺旋状構造２２に巻き付けることにより、コイル電極２４′を形成する。コイル電極２４′により、エネルギー供給のための表面積の増加が可能になる。例えば、コイル電極２４′は、概して連続する螺旋状病変を単一のエネルギー付加において形成し得る。コイル電極２４′は、所望の病変に応じて、螺旋状構造２２の周囲において任意の様態で巻き付けられ得る。例えば、コイル電極２４′は、上記螺旋の長さに沿って連続的経路を形成し得、あるいは、上記コイル構造は、非導電性セクションによって分離された１つ以上の別個の短い電極を形成し得る。他の実施形態において、コイル電極２４′の部分は、上記螺旋状構造が拡張した時血管壁と接触するように上記螺旋状構造上に配置され得る。一方、コイル電極２４′の他の部分は、上記螺旋状構造が拡張して病変が不連続となったとき、上記血管壁から離隔位置に配置され得る。さらに、このような配置構成において、腎臓動脈と接触しないコイル電極２４′の領域は、以下にさらに詳述するように、エネルギー供給要素２４′の冷却に寄与し得る。エネルギー供給要素２４′を形成する導電性部分の配置および〜図は、所望の病変パターンに従って選択され得る。
図５Ａおよび図５Ｂに示す実施形態において、エネルギー供給要素２４は好適には、円形端部および形状を含む金属電極を含む。ニチノール螺旋状支持構造２２は好適には、、（例えば、ＰＥＴにより）電気的に絶縁され、電極２４は上記絶縁部上に取り付けられる。供給ワイヤ２５は、上記電極をエネルギー源（図示せず）へと接続し、エネルギー（例えば、ＲＦ電流）を電極２４へと送達する。上記円形端部により、血管壁への機械的刺激が低減され、四角またはより鋭利な端部を含む電極に比較してエネルギーが送達された場合、より一貫した電流密度が得られる。あるいは、エネルギー供給要素２４は、上記したような他の形態（例えば、図５Ｄを参照して上記したコイル電極２４′）を含む。別の実施形態において、螺旋状構造２２を形成する構造要素５１０は、例えば図５Ｃに示すようなエネルギー供給要素２４′そのものであり得る。
ＩＩＩ．腎臓除神経システムの選択された実施形態
本明細書中に記載される代表的な実施形態に含まれる特徴は、相互に組み合わせることも可能であるし、あるいは他の開示される実施形態の特徴と組み合わせてもよい。これらの実施形態の正確な記載を提供するために、実際の実行様態の特徴全てを本明細書中に記載するわけではない。このような実際の実行様態のうち任意のものの設置において、任意のエンジニアリングまたは設計プロジェクトと同様に、実行様態毎に異なり得る開発者の特定の目的（例えば、システム関連制約およびビジネス関連制約との適合性）を達成するために、多数の実行様態の特定の決定を決定すべきであることが理解されるべきである。
図６Ａは、本技術の実施形態に従って構成された、異なる機械的領域および機能領域を有する長尺シャフト１１６を含む治療デバイス１１２の実施形態を示す。治療デバイス１１２の長尺シャフト１１６は、例えば、遠位領域を治療または治療用アセンブリ１２１と共に含む。治療または治療用アセンブリ１２１は、治療（および詳細には、腎臓除神経）のための送達および腎臓動脈部位における設置に用いられる。長尺シャフト１１６の近位端部において、ハンドルアセンブリ１３４が設けられる。ハンドルアセンブリ１３４は、長尺シャフト１１６および治療用アセンブリ１２１を操作するために用いられる。より詳細には、制御部材（例えば、図６Ｅまたは図８Ａの制御ワイヤ１６８）のリモート作動を可能するようにハンドルアセンブリ１３４が（模式的に示す）アクチュエータ１３６と共に構成され、これにより、治療用アセンブリ１２１を送達状態と設置状態との間において制御または変換する。適切なハンドルアセンブリのさらなる詳細について、例えば米国特許出願第１２／７５９，６４１号（「Ｈａｎｄｌｅ Ａｓｓｅｍｂｌｉｅｓ ｆｏｒ Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ」、Ｃｌａｒｋらに付与）に記載がある。本明細書中、同文献全体を参考のため援用する。
治療デバイス１１２は、送達（例えば、薄型）状態において治療用アセンブリ１２１を治療部位へと送達するように構成される。上記送達（例えば、薄型）状態において、アセンブリ１２１は実質的直線状（例えば、直線状）であり、これにより、治療用アセンブリ１２１の支持構造１２２によって搬送されるエネルギー供給要素（図示せず）は、支持部材１２２に沿って実質的に軸方向にアライメントされる。腎臓動脈内の治療部位に配置された後、ハンドルアセンブリ１３４は、制御部材を作動させるように動作される。上記制御部材は、治療用アセンブリ１２１を送達状態から設置状態へと変換する。一実施形態において、例えば、上記制御部材は、管状支持構造１２２の内部形状内に配置された制御ワイヤ１６８（図８Ａ）を含む。制御ワイヤ１６８の一端は、支持構造１２２の遠位端部またはその近隣に固定され得、制御ワイヤ１６８の他端は、ハンドルアセンブリ１３４内において終端する。上述したように、ハンドルアセンブリ１３４は、制御ワイヤ１６８を操作して治療用アセンブリ１２１を送達状態と設置状態との間で変換するように、構成される。制御ワイヤ１６８における張力により、近位方向かつ軸方向に方向付けられた力が支持構造１２２上に作用する。制御ワイヤ１６８内の張力の影響下において、患者内において患者の腎臓動脈壁の径方向の制約による影響下において動作において、支持構造１２２は変形して螺旋状形状に設置して、上記エネルギー供給要素を腎臓動脈壁と安定接触させる。
設置時において所望の変形を得るために、支持構造１２２は、支持構造１２２の周囲に選択的に形成されたまたは配置された複数のスロット、切除部、貫通穴および／または開口部を有する管状部材であり得る。管状支持構造１２２は、上記した支持構造２２の特徴に概して類似する複数の特徴を持ち得る。例えば、支持構造１２２は、生体適合性金属および／またはポリマー（例えば、ＰＥＴ、ポリアミド、ポリイミド、ポリエチレンブロックアミドコポリマー、ポリプロピレン、またはＰＥＥＫポリマー）から形成され得、これらのスロットは好適には、レーザー切断により所望の構成の管状構造にされる。特定の実施形態において、支持構造１２２は、電気的に非導電性、導電性（例えば、ステンレススチール、ニチノール、銀、白金ニッケル−コバルト−クロム−モリブデン合金）であるか、または、導電性材料および非導電性材料の組み合わせである。１つの特定の実施形態において、支持構造１２２は、事前形成された材料によって形成される（例えば、バネテンパーステンレススチールまたはニチノール）。さらに、いくつかの実施形態において、支持構造１２２は、Ｘ線不透過性材料から少なくとも部分的に形成され得る。上記Ｘ線不透過性材料は、Ｘ線透視的に画像化されて、支持構造１２２が腎臓動脈内に適切に配置されかつ／または設置されるかを決定することを臨床医が可能となる。Ｘ線不透過性材料を挙げると、硫酸バリウム、三酸化ビスマス、次炭酸ビスマス、粉末タングステン、粉末タンタル、または多様な処方の特定の金属がある（例えば、金、白金、および白金−イリジウム）。これらの材料は、支持構造１２２において直接用いてもよいし、あるいは、支持構造１２２の部分的または全体的コーティングを形成してもよい。
支持構造１２２の周囲に形成または配置されたスロット、切除部、貫通穴および／または開口部の位置、方向付けおよび／または構成は、上記構造の変形を規定する。さらに、上記スロット、切除部、貫通穴および／または開口部を管状構造１２２に沿って変更して、上記構造に沿って変形の異なる領域を規定してもよい。図６Ａに示す実施形態において、例えば、管状構造１２２は、遠位たわみ領域１２２ａと、遠位たわみ領域１２２ａの近位にある中間方向付け領域１２２ｂと、方向付け領域１２２ｂの近位にある遷移または可撓性領域１２２ｃとを含む。以下にさらに詳述するように、たわみ領域１２２ａは、設置時において実質的に螺旋状の形状を有するように、構成される。方向付け領域１２２ｂは、たわみ領域１２２ａを発見してたわみ領域１２２ａを長尺シャフト１１６の長手方向軸Ｂから離隔方向において腎臓動脈壁へと付勢するように、構成される。遷移領域１２２ｃは、（図２を参照して上述したように）各腎臓動脈内において長尺シャフト１１２を時に蛇行する血管内経路を通じて上記経皮アクセス部位から対象治療部位へと進行させるときに、治療デバイス１１２へ可撓性を提供するように、構成される。以下、治療デバイス１１２の異なる領域の多様な機械的および機能局面についてのさらなる詳細について説明する。
図６Ｂは、本技術の一実施形態に従って構成されたスロットパターンの平面図である。図６Ａおよび図６Ｂを共に参照して、例えば、たわみ領域１２２ａは、複数の実質的に等しい長さの横方向スロット１２８によって規定され得る。これらの横方向スロット１２８は、支持構造１２２に沿って渦巻き状に配置される。方向付け領域１２２ｂは、複数の軸方向に間隔を空けて配置された横方向スロット１３０によって規定され得る。これらの横方向スロット１３０において、少なくとも２つのスロットは、長さが異なる。さらに、図６Ａ中に最良に示すように、方向付け領域１２２ｂは、たわみ領域１２２ａよりも短い軸方向長さを持ち得る。遷移領域１２２ｃは、方向付け領域１２２ｂの近位方向にに配置され、たわみ領域１２２ａおよび方向付け領域１２２ｂそれぞれよりも長い軸方向長さを有する。図示の実施形態において、遷移領域１２２ｃは、支持構造１２２に沿って異なるピッチを有する連続的渦巻き状切除部またはスリット１３２を含み得る。一実施形態において、例えば、渦巻き状切除部１３２のピッチは、近位方向において長尺シャフト１１６に沿って増加し得る。治療デバイス１１２の領域の多様な機械的および機能局面のさらなる詳細について、以下に記載する。
図６Ｃは、本技術の実施形態による治療デバイス１１２の斜視図である。治療デバイス１１２は、患者外にある送達状態（例えば、薄型構成または折畳構成）における支持構造１２２を含む。図６Ｄは、設置状態（例えば、拡張構成）にある支持構造１２２の斜視図である。理解を容易にするため、支持構造１２２の周囲に配置されたエネルギー供給要素を用いずに、図６Ｃおよび図６Ｄ中の支持構造１２２を示す。
図６Ｃおよび図６Ｄを共に参照して、支持構造１２２は、管状部材を含む。上記管状部材は、中央形状を有して、長手方向軸Ｂ−Ｂを規定する。上述したように、支持構造１２２は、近位の概して可撓性の遷移領域１２２ｃと、中間方向付け領域１２２ｂと、遠位たわみ領域１２２ａとを含む。支持構造１２２は、少なくとも近位方向に方向付けられた軸方向構成成分を有する力を好適には遠位端部１２６ａまたはその近隣に付加して、遠位たわみ領域１２２ａおよび中間方向付け領域１２２ｂを変換することにより、送達状態（図６Ｃ）と設置状態（図６Ｄ）との間において選択的に変換可能である。一実施形態において、例えば、遠位端部１２６ａまたはその近隣に付加される軸方向力は、近位方向において少なくとも部分的に方向付けられ、これにより支持構造１２２の遠位たわみ領域１２２ａを撓ませ、これにより螺旋状支持構造（例えば、図６Ｄに示すもの（例えば、腎臓動脈内のもの））を形成して、１つ以上のエネルギー供給要素（図示せず）を腎臓動脈の内壁と接触させる。
たわみ領域
上述したように、所望のたわみおよび配置構成を含む支持構造１２２を提供するために、たわみ領域１２２ａは、複数のスロット１２８ａ、１２８ｂおよび１２８ｃ、．．．１２８ｎを含む。ここでも、複数のスロット１２８ａ〜１２８ｎは、選択的に形成され、間隔を空けて配置され、かつ／または長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において方向付けられ、これにより、遠位たわみ領域１２２ａが予測可能な様態でたわんで、腎臓動脈内の設置状態において螺旋状形状を形成する。遠位領域１２２ａのたわみを径方向に拘束し得る腎臓動脈または他の形状の外部において、遠位領域１２２ａは、完全拡張構成（例えば、図６Ｅに示すような実質的に円形の形状）の非螺旋状形状を規定し得る。本明細書中記載されるように、制御ワイヤ１６８は、支持構造１２２の中央形状内に配置され、遠位端部１２６ａまたはその近隣にアンカー固定される。制御ワイヤ１６８が張力下において近位方向に配置された場合、（径方向における制限が全く無い場合に）たわみ領域１２２ａのうち少なくとも一部が図６Ｃの実質的に直線状形状からたわんで、図６Ｅの実質的円形の形状を形成する。より詳細に、図６Ｃ〜図６Ｅを共に参照して、たわみ領域１２２ａの一部がたわんで、たわみスロット１２８ａ〜ｎが（図６Ｅに模式的に示すように）閉鎖および開口し、各スロット１２８中の中央領域をフレームする支持構造１２２の縁部間の接触を提供する。上記スロットの構成についてのさらなる詳細について、以下に説明する。
たわみ領域１２２ａは、曲率中心Ｚ周囲においてたわんで、曲率ｒの第１の半径を支持部材１２２の第１の表面１２２ｄに対してまた曲率Ｒの第２の半径を第２の表面１２２ｅに対して規定するように、構成される。曲率Ｒの第２の半径は、曲率ｒの第１の半径よりも大きく、両者の差は、外面において測定された支持部材１２２の測定された幅または直径ｄである。例えば腎臓動脈内壁の径方向制約下において、たわみ領域１２２ａは変形して、（図６Ｅに示すような）径方向制約の不在時において規定された実質的に円形の形状の代わりに、（図６Ｄに示すように）実質的に螺旋状の設置形状を規定する。よって、上記実質的に螺旋状の配置形状（例えば、上記螺旋の直径およびピッチ）の比率は、形状（例えば、腎臓動脈形状）の内径に応じて変化し得る。上記形状内において、たわみ領域１２２ａが変形する。
スロット１２８ａ〜１２８ｎ（図６Ｃ）の配置構成および構成は、撓むことが可能な遠位領域１２２ａの形状をさらに規定する。例えば、図６Ｆは、支持部材１２２のたわみ領域１２２ａ周囲におけるスロット間隔および方向付けを示すための、本技術の一実施形態によるスロット１２８のためのスロットパターンを模式的に示す。４つのスロット１２８ａ〜ｄのみを図６Ｆに示すが、たわみ領域１２２ａは、任意の数の所望のスロット１２８を持ち得ることが理解される。図６Ｅおよび図６Ｆを共に参照して、上記中心ｓｏｆｔｈｅスロット１２８の中心は、進行軸Ｃ−Ｃに沿って間隔を空けて配置される。進行軸Ｃ−Ｃは、支持構造１２２（図６Ａ）の長手方向軸Ｂ−Ｂによって進行角度θを規定して、拘束設置状態において曲率中心Ｚ（図６Ｅ）の周囲において角度間隔γを規定する。スロット１２８ａ〜１２８ｄの中心が、距離ｘにおいて実質的に等距離で間隔を空けて配置される様子が図示されている。あるいは、しかし、上記スロット間の中心間隔は、進行軸Ｃ−Ｃに沿って異なり得る（例えば、ｘ１、ｘ２）。各スロット１２８は、長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲の最大円弧長さＬと、長手方向軸Ｂ−Ｂの方向における最大スロット幅Ｗとをさらに規定する。
たわみ下の領域１２２ａ内のスロット１２８の合計数と、特定の長さにおいて投入されたロット幅Ｗとを乗算した値により、（未拘束設置状態に配置された際の）たわみ領域１２２ａのたわみ部分内の曲率ｒの第１の半径が規定される。１つの特定の実施形態において、例えば、各スロットは、約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１〜０．２５ｍｍ）の幅Ｗを持ち得、約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１〜０．２５ｍｍ）のスロット円弧長さＬを持ち得、これにより、未拘束たわみ状態において曲率ｒの第１の半径を規定する。上記未拘束たわみ状態は、約３．５〜６ｍｍ（７〜１２ｍｍの直径）である。支持部材１２２のたわみ領域１２２ａを通じて軸方向力の最大付加において曲率ｒの第１の半径を最小化することにより、たわみ領域１２２ａの可撓性が規定される。よって、曲率ｒの第１の半径が小さくなるほど、可撓性が高くなり、曲率ｒの第１の半径が大きくなるほど、剛性が高くなる。よって、遠位領域１２２ａのスロットの数および／または幅を選択することにより、支持部材１２２のたわみ領域１２２ａの可撓性および／または剛性を規定することができる。一実施形態において、例えば、たわみ領域１２２ａは、およそ２〜１００個のスロットを含み得る。これらのスロットはそれぞれ、スロット幅Ｗが約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１〜０．２５ｍｍ）であり、スロット円弧長さＬが約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１〜０．２５ｍｍ）であり、これにより、未拘束たわみ状態において曲率ｒの第１の半径が約３．５〜６ｍｍ（７〜１２ｍｍの直径）となる。
たわみ領域１２２ａの曲率ｒの第１の半径はスロット１２８の数に直接関連しているため、スロット１２８の数を少なくして、たわみ領域１２２ａのセグメント内の曲率の半径を非連続的とし、上記セグメントを実質的に多角形とする。例えば、図６Ｇは、本技術の別の実施形態に従って構成された治療デバイス１１２′の模式的平面図である。治療デバイス１１２′のたわみ領域１２２′は、より少数のたわみスロット１２８を含み得（例えば、３つのスロット１２８ａ〜ｃが図示され）、これにより、たわみ領域１２２′は、遠位端部において張力負荷下において（すなわち、制御ワイヤ１６８から）実質的に多角形の形状を規定する。他の実施形態において、異なる数のスロット１２８を用いて、治療デバイス１１２′に適した所望の形状を選択的に形成する。
上述したような図６Ｂおよび図６Ｃを再度参照して、たわみ領域１２２ａが複数のたわみスロット１２８によって規定される。各スロット１２８は、支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂに対して実質的に横方向に延び、スロット１２８は実質的に類似の円弧長さである。さらに、図６Ｆを参照して、たわみ領域１２２ａのスロット１２８の中心は、進行軸Ｃ−Ｃに沿って概して間隔を空けて配置される。進行軸Ｃ−Ｃは、長手方向軸Ｂ−Ｂから歪んでおり、これにより、（図６Ｃに最良に示すように）たわみ領域１２２ａのスロット１２８が概して渦巻き状に支持構造１２２に沿って軸方向方向において進展する。たわみ領域１２２ａの複数のスロット１２８は、長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において選択的に形成され、間隔を空け配置され、かつ／または方向付けられ、これにより、たわみ領域１２２ａは予測可能な様態で歪みまたは変形し、これにより好適には設置状態において（例えば、腎臓動脈において）螺旋状形状を形成する。
再度図６Ｂを参照して、例えば、たわみ領域１２２ａは、本技術の一実施形態に従って配置されたたわみスロット１２８のパターンを含み、これにより、支持部材１２２（図６Ａ）の周囲のスロット間隔および方向付けを示す。たわみスロット１２８の中心は、進行軸Ｃ−Ｃに沿って間隔を空けて配置される。進行軸Ｃ−Ｃは、支持構造１２２（図６Ａ）の長手方向軸Ｂ−Ｂと共に進行角度θ１を規定する。進行角度θ１は、設置状態において、支持構造１２２によって規定された螺旋状形状のピッチ角度を規定し（より詳細には）上記ピッチ角度に直接に対応する。進行角度θ１は、例えば約ゼロ度（０°）〜約６度（６°）の範囲であり得る（例えば、１／２度（０。５°）、２度（２°））。たわみスロット１２８の中心は、実質的に等距離で間隔を空けて配置されている様子が図示されている。しかし、他の実施形態において、スロット１２８間の中心間隔は、進行軸Ｃ−Ｃに沿って変化し得る。たわみ領域１２２ａを規定するスロット１２８の合計数は、約２〜１００スロット（例えば、約８０スロット）であり得る。１つの特定の実施形態において、たわみ領域１２２ａの軸方向長さ合計は、約１インチ（２．５４ｃｍ）である。しかし、他の実施形態において、たわみ領域１２２ａは、異なる数のスロット１２８を持ちかつ／または上記スロットを相互に異なる寸法にするかまたは相互に異なる配置構成を持ち得る。
一実施形態において、たわみスロット１２８はそれぞれ、実質的に矩形の中央領域１２９ａを含む。中央領域１２９ａは、シャフト１１６の中央長手方向軸Ｂ−Ｂに対して概して垂直にかつ中央長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において延びる。中央領域１２９ａの細長横方向壁の間に、スロット幅Ｗが規定され（例えば、約０．００１５インチ（０．０３８ｍｍ））、これにより、最大隙間が規定される。領域１２２ａのたわみ時においてスロット１２８が変形したとき、上記最大隙間が閉口し得る。各スロット１２８は、横方向領域１２９ｂをさらに含む。横方向領域１２９ｂは、中央領域１２９ａと通信しかつ中央領域１２９ａと隣接する。一実施形態において、横方向領域１２９ｂは実質的に円形であり、スロット１２８の端部における応力緩和のための領域を規定する直径（例えば、０．００６０インチ（０．１５ｍｍ））を有する。実質的に円形の横方向領域１２９ｂの中心の間の間隔により、円弧長さＬ（例えば、約０．０４０インチ（１．０２ｍｍ））が構造１２２の長手方向軸周囲において規定される。いくつかの実施形態において、これらの横方向領域１２９ｂは、支持構造１２２、１２２′および１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂに相対して非垂直角度上において楕円形切断部として形成され得る。
上記たわみスロットの別の構成が可能である。例えば、支持部材１２２のたわみ領域１２２ａにおいて所望の可撓性およびたわみが得られるように、より詳細には上記たわみスロットを形成することができる。例えば、図６Ｈおよび図６Ｉは、本技術の別の実施形態に従って構成されたたわみスロット１２８′を有するたわみ領域１２２ａ″を示す。この実施形態において、たわみスロット１２８′は、進行軸Ｃ−Ｃに対して実質的に横方向に延び、進行軸Ｃ−Ｃにおいて実質的に対称である。スロット１２８′は、例えば概して「Ｉ字型形状」であり得、中央領域１２９ａを含む。中央領域１２９ａは、進行軸Ｃ−Ｃに対して垂直に延び、２つの拡大横方向領域１２９ｂが中央スロット領域１２９ａの周囲に配置される。さらに、横方向領域１２９ｂそれぞれの周囲を形成する支持構造１２２″の壁は、実質的に矩形の形状を規定する。上記実質的に矩形の形状は好適には、支持構造１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂに対して実質的に延び、上記矩形形状開口部の角部は放射状である。スロット１２８′の中央領域１２９ａは、実質的に円形の切り欠き領域１２９ｃを含み得る。切り欠き領域１２９ｃは、横方向領域１２９ｂと連通して形成される。あるいは、いくつかの実施形態において、スロット１２８′の中央領域１２９ｃは概して矩形であり、円形の切り欠きを含まない。
図６Ｉから分かるように、遠位スロット１２８′は、例えば約０．０５インチ（１．２７ｍｍ）（例えば、約０．０４インチ（１．０２ｍｍ））未満の円弧長さＬ′において、支持構造１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において延びる。横方向領域１２９ｂは、たわみスロット１２８′の最大幅Ｗ′を例えば、約０．０３インチ（０．７６ｍｍ）に規定する。中央領域１２９ａの円形の部分１２９ｃは、横方向領域と隣接するかまたは連通し、中央円形切り欠き１２９ｃを含む。中央円形切り欠き１２９ｃの直径は、例えば約０．０１インチ（０．２５ｍｍ）である。中央領域１２９ａは、支持構造の長手方向方向において、例えば、約０．０２インチ（０．５１ｍｍ）の最小幅を規定する。１つの特定の実施形態において、遠位領域内のスロット１２８′の合計数は３０個未満のスロット（例えば、２５スロット）であり、スロット間隔は約０．０３〜０．０４インチ（０．７６〜１．０２ｍｍ）であり、これらのスロットは、遠位たわみ領域１２２″において等間隔を空けて配置される。他の実施形態において、しかし、上記遠位領域は、異なる数のスロットを持ち得かつ／または上記スロットは異なる配置構成を持ち得る（例えば、異なる寸法、スロット間の異なるかまたは非均等な間隔）。
別のスロット、切断部および／または開口部構成により、所望の可撓性、応力緩和または他の性能特性を得ることができる。例えば、図６Ｊは、別のスロット配置構成１２８″である。別のスロット配置構成１２８″は、例えば支持構造１２２の（以下にさらに詳述する）たわみ領域１２２ａまたは方向付け領域１２２ｂにおいて用いることができる。例示的スロット１２８″は、中央領域１２９′ａを含む。中央領域１２９′ａは、実質的に垂直方向に支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において延びる。中央領域１２９′ａの対向する横方向壁は、概して弓状であり、それぞれ曲率半径（例えば、約０．０６インチ（１．５２ｍｍ））を規定し、両者間の最大隙間ＷＷＷ（例えば、約０．００５インチ（０．１３ｍｍ））ｔにより最大スロット隙間が規定される。上記最大スロット隙間は、支持構造１２２のたわみ時において部分的にまたは上記大敵に閉鎖され得る。さらに、支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において、横方向領域１２９′ｂが配置される。横方向領域１２９′は、中央領域１２９′ａと連通するかまたは隣接する。横方向領域１２９′ｂは、実質的に円形であり、応力緩和のための領域を規定するための直径（例えば、０．００５インチ（０．１３ｍｍ））をそれぞれ有する。曲線状横方向領域１２９′ｂの中心間の間隔により、長さＬＬＬ（例えば、約０．０４インチ（１．０２ｍｍ））が支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において規定される。これらの横方向領域１２９′ｂは、例えばシャフトの長手方向軸に相対する非垂直角度上の楕円形切断部として形成され得る。
上記長尺シャフトのたわみ領域１２２ａおよび／または方向付け領域１２２ｂ内のスロット構成は、支持構造１２２の可撓性に影響を与え得る。例えば、図６Ｋおよび図６Ｌに示すように、スロット１２８、１２８′および１２８″の中央領域１２９ａ内に円形の切り欠き１２９ｃを含める（かまたは無くす）ことにより、上記スロットの分岐軸の周囲に配置されたスロットの側壁間の接触点数を変更することができる。例えば、図６Ｋは、たわみ構成または屈曲構成において遠位領域１２２ａ″の一部を示す。中央の円形切り欠き１２９ｃにより、２つの接触点６０２（すなわち、横方向領域１２９ｂおよび中央円形切り欠き１２９ｃそれぞれの間の１つの接触点）を中央領域１２９ａの側壁間に得ることができる。図６Ｌと対照的にまた図６Ｌを参照して、中央円形切り欠き１２９ｃを無くすことにより、遠位領域１２２″のたわみ部分に沿ったとき、中央領域１２９ｃの壁部間に単一の接触点６０２を得ることができる。
支持部材１２２、１２２′および１２２″の作製を容易にするために、長手方向軸Ｂ−Ｂまたは進行軸Ｃ−Ｃに対して垂直にまたは概して垂直にかつ設置状態において支持部材１２２、１２２′および１２２″が所望の螺旋状形状を形成する能力を損なうことなく、上記したたわみスロット１２８、１２８′および１２８″を形成することができる点にも留意されたい。
さらに、図６Ｅを参照して上述したように、支持構造１２２を送達状態から設置状態へと設置した場合、スロット１２８、１２８″および１２８″′が変形して、（例えば図６Ｂ、図６Ｉおよび図６Ｊに示すように）中央領域１２９ａおよび１２９″ａを規定する壁が相互に接近して、上記隙間が完全に無くなるまで、対応する隙間幅Ｗ、ＷＷおよびＷＷＷが狭くなり、（図６Ｅに模式的に示しまた図６Ｋおよび図６Ｌを参照して上述したように）１つ以上の対の対向する接触点が相互に接触する。
方向付け領域
再度図６Ａ〜図６Ｄを参照して、上述したように、たわみ領域１２２ａの近位方向には、方向付け領域１２２ｂが複数の方向付けスロット１３０によって規定される。支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂに相対する螺旋軸の方向付けを制御することが望ましい場合がある。例えば、支持構造１２２を用いた治療用アセンブリにおいて、長手方向軸Ｂ−Ｂから離隔方向における選択方向において上記治療用アセンブリを方向付けることで、たわみ領域１２２ａのうち少なくとも一部が支持構造１２２の近位端部１２６ｂおよび／または長尺シャフト１１６の遠位端部から横方向にオフセットするようにする。図６Ｄから分かるように、例えば、方向付け領域１２２ｂは、方向付けスロットまたは開口部１３０を含み得る。これらの方向付けスロットまたは開口部１３０は、方向付け軸Ｂ−Ｂが可能なように、形成され、間隔を空けて配置されかつ／または方向付けられる。方向付け軸Ｂ−Ｂは、長手方向軸Ｂ−Ｂに対して（例えば約４５度（４５°）〜約９０度（９０°））で傾斜され、腎臓動脈壁に隣接するたわみ領域１２２ａの螺旋状形状と、腎臓動脈に沿って軸方向に方向付けられた螺旋軸とを方向付ける。
方向付けスロット１３０は、多様な異なる配置構成／構成を持ち得る。図６Ｂ（および図６Ｍ）を参照して、例えば、方向付けスロット１３０の中心は、方向付け軸Ｄ−Ｄに沿って間隔を空けて配置される。方向付け軸Ｄ−Ｄは、進行軸Ｃ−Ｃから径方向にオフセットする（例えば、支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において約９０°だけオフセットする）。方向付け軸Ｄ−Ｄは、長手方向軸Ｂ−Ｂに対して概して閉口に延び得、あるいは、（図６Ｎを参照して以下にさらに詳述するように）長手方向軸Ｂ−Ｂに対して選択された角度で傾斜させてもよい。図示の実施形態において、方向付けスロット１３０の中心が実質的に等距離で間隔を空けて配置されている様子が図示されている。しかし、他の実施形態において、個々のスロット１３０間の間隔は、方向付け軸Ｄ−Ｄに沿って異なり得る。各スロット１３０は、長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において最大円弧長さＬＬを規定し、長手方向軸Ｂ−Ｂの方向において最大スロット幅ＷＷを規定する。
図６Ｂを参照して、一実施形態において、方向付けスロット１３０は、長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において異なる円弧長さＬＬのスロットの群を含み得る。例えば、方向付けスロット１３０は、第１の円弧長さを有する第１の群の方向付けスロット１３０ａと、第１の群の方向付けスロット１３０ａの第１の円弧長さよりも短い第２の円弧長さを有する第２の群の方向付けスロット１３０ｂと、第２の円弧長さの群１３０ｂよりも短い第３の円弧長さを有する第３の群の方向付けスロット１３０ｃとを含み得る。例えば、１つの特定の実施形態において、第１の群の方向付けスロット１３０ａは、約０．０３８インチ（０．９７ｍｍ）の円弧長さを有し、第２の群の方向付けスロット１３０ｂは、約０．０３４インチ（０．８６ｍｍ）の円弧長さを有し、第３の群の方向付けスロット１３０ｃは、約０．０３インチ（０．７６ｍｍ）の円弧長さを有する。しかし、他の実施形態において、方向付けスロット１３０は、相互に異なるサイズおよび／または配置構成を持ち得る。例えば、いくつかの実施形態において、１つ以上の群の方向付けスロット１３０は、（異なる円弧長さに加えてまたは異なる円弧長さの代わりに）異なるスロット幅を持ち得る。
一実施形態において、方向付け領域１２２ｂを規定するスロット１３０の合計数は、方向付け領域１２２ｂ上において均等間隔を空けて配置された２０個未満のスロットである（例えば、約５〜１５個のスロット、約６〜１２個のスロット）である。さらに、１つの特定の実施形態において、方向付け領域１２２ｂの軸方向長さ合計は、約０．２〜０．２５インチ（５．０８〜６．３５ｍｍ）である。他の実施形態において、方向付け領域１２２ｂは、異なる数のスロットおよび／または異なる配置構成および／または寸法を持ち得る。
別の構成の方向付けスロットも可能である。例えば、図６Ｉに示すパターンを再度参照して、方向付けスロット１３０′は実質的に細長であり得、好適には長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲において最大円弧長さＬＬ′を規定し、長手方向軸Ｂ−Ｂの方向において最大スロット幅ＷＷを規定する。１つの特定の実施形態において、例えば、各方向付けスロット１３０′は、幅Ｗ′が約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１ｍｍ〜０．０３ｍｍ）であり、スロット円弧長さＬＬ′が約０．０００５〜０．０１０インチ（０．０１ｍｍ〜０．０３ｍｍ）であり、これにより、約７〜１２ｍｍの範囲の曲率ｒの第１の半径を未拘束たわみ状態において規定する。しかし、他の実施形態において、方向付けスロット１３０′は、他の寸法および／または配置構成を持ち得る。
図示の実施形態において、方向付けスロット１３０′は、方向付け軸Ｄ−Ｄに対して概して垂直に延び、方向付け軸Ｄ−Ｄにおいて実質的に対称である。方向付けスロット１３０′は、概して「Ｉ字型」であり、中央領域１３１ａを有する。中央領域１３１ａは、方向付け軸Ｄ−Ｄに対して垂直に延び、２つの拡大横方向領域１３１ｂが応力緩和のために中央スロット領域１３１ａの周囲に配置される。この実施形態において、横方向領域１３１ｂそれぞれの周囲を形成する支持構造１２２″の壁は、例えば実質的に矩形の形状を規定し得る。この形状は、支持構造１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂに対して実質的に並行に延び、上記矩形形状開口部の角部は、曲線状にされる（図示せず）。さらに、個々の方向付けスロット１３０′の中央領域１３１ａは、概して矩形にしてもよいし、あるいは別の適切な形状にしてもよい。
図６Ｉに示す方向付けスロット１３０′はそれぞれ、実質的に矩形の中央領域１３１ａを含み得る。中央領域１３１ａは、支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂにおいて実質的に垂直に延びる。中央領域１３１ａの細長横方向壁の間に隙間が規定される（例えば、約０．００１５インチ（０．０３８ｍｍ））、これにより、構造１２２のたわみ時においてスロットの最大閉口隙間が規定される。各スロット１３０′は、横方向領域１３１ｂも含み得る。横方向領域１３１ｂは、長手方向軸Ｂ−Ｂに配置され、中央領域１３１ａと連通および隣接する。横方向領域１３１ｂは、実質的に矩形の形状を規定する。上記実質的に矩形の形状は好適には、支持構造１２２′′の長手方向軸Ｂ−Ｂに対して実質的に並行に延び、上記矩形形状の開口部の角部は、応力緩和のための領域を規定するように曲線状にされる。実質的に矩形の横方向領域１３１ｂの中心間の間隔により、円弧長さＬ（例えば、約０．０４インチ（１．０２ｍｍ））が支持構造１２２′′の長手方向軸Ｂ−Ｂにおいて規定される。あるいは、支持構造１２２、１２２′および１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂに相対する非垂直角度上の楕円形切断部として横方向領域１３１ｂを形成してもよい。
いくつかの実施形態において、上記方向付け領域内のスロット１３０′の合計数は、概して１０個未満のスロットである（例えば、５個のスロット）。スロット間隔は、例えば約０．０３〜０．０４インチ（０．７６ｍｍ〜１．０２ｍｍ）であり、スロット１３０′は、均等間隔を空けて配置され得る。さらに、いくつかの実施形態において、方向付け軸Ｄ−Ｄは、長手方向軸Ｂ−Ｂに対して概して平行であり、例えば約０．０１インチ（０．２５ｍｍ）の最小円弧長さ距離において支持構造１２２″の長手方向軸Ｂ−Ｂの周囲における約５０°〜９０°未満の角度において、進行軸Ｃ−Ｃから径方向にオフセットされる。
さらに別の実施形態において、方向付けスロット１３０は、長手方向軸Ｂ−Ｂに対して実質的に傾斜された方向付け軸に沿って配置され得る。例えば、図６Ｎは、本技術の別の実施形態に従って構成されたスロットパターンの平面図である。この実施形態において、方向付けスロット１３０は、方向付け軸Ｄ２−Ｄ２上に配置される。方向付け軸Ｄ２−Ｄ２は、例えば約０度（０°）〜約４５度（４５°）の角度θ２だけ長手方向軸Ｂ−Ｂに対して傾斜され得る。方向付け軸Ｄ２−Ｄ２をこのように角度付けすることにより、支持構造１２２が設置されたとき、テーパー付けされた螺旋状形状を有する方向付け領域１２２ｂが可能となる。例えば、図６Ｏは、患者の腎臓動脈内の設置状態における、図６Ｎのスロットパターンを含む支持構造を有する治療デバイスの一部の模式図である。
可撓性／遷移領域
再度図６Ａを参照して、方向付け領域１２２ｂの近位方向ににおいて、可撓性または遷移領域１２２ｃが配置される。上述したように、可撓性領域１２２ｃは、例えば、可変ピッチを長さ方向に有する遷移螺旋状または渦巻き状スリットまたは切断部１３２を含み得る。可撓性領域１２２ｃの長さに沿った渦巻き状切除部１３２の可変ピッチにより、支持構造１２２が長尺シャフト１１６の長さに沿った可変可撓性と共に得られる。一実施形態において、例えば、遷移切断部１３２は、例えば方向付け領域１２２ｂの近位から開始する約１７０ｍｍの軸方向長さにおいて延びる。しかし、他の実施形態において、遷移切断部１３２は、異なる長さを持ち得る。
図６Ｃおよび図６Ｄに示すように、いくつかの実施形態において、遷移切断部１３２のピッチは、上記遷移切断部の長さにおいて可変であり、これにより、複数の異なる遷移領域を規定する（４つの遷移領域１３２ａ、１３２ｂ、１３２ｃおよび１３２ｄを図６Ｃに示す）。より詳細には、一実施形態において、切断部１３２は、例えば、管状支持構造１２２周囲において０．０２インチ（０．５１ｍｍ）の間隔において５個の回転を形成することにより、第１のピッチを有する第１の遷移部１３２ａを規定し、例えば０．０４０インチ（１．０２ｍｍ）の間隔において５個の回転によって規定された第２のピッチを有する第２の遷移部１３２ｂへと遷移する。切断部１３２は、例えば０．０６インチ（１．５２ｍｍ）の間隔において１０個の回転により第３のピッチを有する第３の遷移部１３２ａを継続して規定し、例えば０．０８インチ（２．０３ｍｍ）の間隔における２０個の回転により、第４のピッチへと遷移する。上記例において、遷移領域１２２ｃの遠位端部から近位端部への各順次遷移部１３２を考えて、スリットピッチ間隔が増加し、管状支持構造１２２の可撓性が低下することが理解されるべきである。
遷移切断部１３２は、長さ方向において例えば約０．０００５インチ（０．０１ｍｍ）の概して一定の幅を持ち得るか、または、長さ方向において遷移切断部１３２の幅が変化し得る。遷移切断部１３２はまた、上記遷移切断部と隣接または連通する実質的に円形の空洞を各端部において含み得る。しかし、他の実施形態において、遷移切断部１３２は、異なる配置構成および／または異なる寸法を持ち得る。例えば、ピッチを段階的に増加させる代わりに、遷移切断部１３２は、連続的に増加するピッチを遷移領域１２２ｃの遠位端部から近位端部へと持ち得る。
別のスロット、切断部および／または開口部構成により、所望の可撓性、応力緩和または他の性能特性を遷移切断部１３２ではなく可撓性領域１２２ｃにおいて得ることができる。いくつかの実施形態において、例えば、所望の可撓性が得られるように、開口部またはアパチャを長尺シャフト１１６において選択的に形成することができる。可撓性領域１２２ｃの個々の開口部またはアパチャは、例えば、支持構造１２２の中央長手方向軸Ｂ−Ｂに対して平行に延びる軸に沿って配置された中心を有する。図７Ａおよび図７Ｂは、例えば、支持構造１２２を示す。支持構造１２２は、可撓性領域１２２ｃの別の配置構成を有し、貫通穴または開口部１３２′ａ、１３２′ｂおよび１３２′ｃを有する。貫通穴または開口部１３２′ａ、１３２′ｂおよび１３２′ｃはそれぞれ、管状支持構造１２２を通じて延びる。あるいは、開口部１３２′は、例えば、支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂにおいて相互に間隔を空けて角度を以て配置された軸上に配置され得る。図示の実施形態において、例えば、開口部１３２′ｂは、軸方向に隣接開口部１３２′ａおよび１３２′ｃに相対して９０度の角度で配置される。他の実施形態において、しかし、開口部１３２′は、異なる配置構成を持ち得る。
図８Ａは、治療デバイス１００の部分断面の分解斜視図である。治療デバイス１００は、カテーテルを含む。上記カテーテルは、長尺シャフト１１６を有する。長尺シャフト１１６は、遠位領域１２０を有する。遠位領域１２０は、形状内の対象治療部位において治療または治療用アセンブリ１２１の送達および設置のための支持構造１２２を有し、詳細には、腎臓動脈内における腎臓除神経を行うために用いられる。長尺シャフト１１６の近位端部において、ハンドルアセンブリ１３４が設けられる。模式的に図示されるハンドルアセンブリ１３４は、長尺シャフト１１６および治療用アセンブリ１２１の操作のために用いられる。より詳細には、ハンドルアセンブリ１３４は、制御部材１６８（例えば、制御ワイヤ）を遠隔操作するように構成される。制御部材１６８は、治療用アセンブリ１２１を送達状態と設置状態（図８Ａに示す）との間で制御または変換するために用いら得る。
システム１００は、送達状態（図示せず）において治療用アセンブリ１２１を治療部位へと送達するように構成される。送達状態（図示せず）において、治療用アセンブリ１２１は実質的に直線状（例えば、直線状）であり、これにより、エネルギー供給要素１２４が支持部材１２２に沿って実質的に軸方向にアライメントされる。エネルギー供給ワイヤ２５は、支持部材１２２の外面に沿って配置され得、治療エネルギーを各エネルギー供給要素１２４へ供給するための各エネルギー供給要素１２４へと接続され得る。上記腎臓動脈内の治療部位に配置された後、制御部材１６８の作動により、治療用アセンブリ１２１が上記送達状態から図示のような設置状態へと変換される。図示の実施形態において、制御ワイヤ１６８は、管状支持構造１２２内に配置される。制御部材１６８の一端は、支持構造１２２の遠位端部１２６ａまたはその近隣に固定され得る（例えば、先端部材１７４において終端する）。制御部材１６８の他端は、ハンドルアセンブリ１３４内において終端し得、治療用アセンブリ１２１を送達状態と設置状態との間で変換するためのアクチュエータへと動作可能に接続され得る。
制御部材１６８内の張力により、近位および／または軸方向に方向付けられた力が支持構造１２２の遠位端部１２６ａへと提供され得る。例えば、制御部材１６８内の張力による影響下において、支持構造１２２の遠位領域１２２ｂがたわむ。遠位たわみ領域１２２ａは好適には、複数のスロット１２８を含む（そのうち２つ１２８′ａおよび１２８′ｂのみを示す）。上述したように、スロット１２８′ａおよび１２８′ｂは、進行軸に沿って配置される。上記支持構造の遠位領域１２２ａ内に形成されたスロット１２８′ａおよび１２８′ｂは、遠位領域１２２ａのたわみを付勢して、１つ以上の曲線状部分を形成する。上記１つ以上の曲線状部分それぞれの曲率半径は好適には、たわみスロット１２８の数、個々のスロット幅、スロット構成および／またはスロット配置構成によって規定される。遠位領域１２２ａが継続してたわむと、遠位領域１２２ａは径方向に拡張して、間隔を空けて配置されたエネルギー要素１２４のうち１つ以上を腎臓動脈の内壁５５と接触させる。支持構造１２２は、制御ワイヤ１６８の張力および血管壁５５の径方向制約を受けたとき、実質的に螺旋状形状を形成するように構成され、これにより、エネルギー供給要素１２４を相互に軸方向に間隔を空けて配置しかつ径方向にオフセットさせる。さらに、支持構造１２２のたわみ領域１２２ａは張力負荷下において螺旋状形状を腎臓動脈内に形成するように構成されているため、治療用アセンブリ１２１は、径方向において上記腎臓動脈の壁５５に対して過度の負荷をかけることが予測されない。すなわち、支持構造１２２は、変形して、連続的に増加する張力負荷下において上記螺旋を形成する。
上述したように、上記軸（例えば、進行軸Ｃ−Ｃ）の進行角度に沿ってたわみスロット１２８、１２８′および１２８″が配置される。上記軸は、得られた設置構成の螺旋状角度を規定する。一実施形態において、治療用アセンブリ１２１を完全に設置するための張力量は典型的には、治療用アセンブリ１２１の遠位端部１２６ａに付加される例えば約１．５ｌｂｆ（ポンドフォース）（０．６８ｋｇＦ）未満である（例えば、約１ｌｂｆ（０．４５ｋｇＦ）〜約１．５ｌｂｆ（０．６８ｋｇＦ））。図８Ａの螺旋状設置状態において、スロット１２８′は、上記螺旋の内面に沿って配置され、上記螺旋の外面上に配置されたエネルギー供給要素２４のための供給ワイヤ２５は、上記アセンブリの「背骨」を形成する。供給ワイヤ２５は、治療デバイス１１２の長さに沿って、適切に構成されたエネルギー生成器（図示せず）へと延び得る。
治療用アセンブリ１２１の支持構造１２２は、近位部分を含む。上記近位部分は、腎臓動脈壁に隣接する治療用アセンブリを配置するための上記アセンブリの方向付け領域１２２ｂを規定する。図８Ａに示すように、支持構造１２２の近位領域は、複数の方向付けスロット１３０′を含む。動作時において、ハンドルアセンブリ１３４が作動して制御ワイヤ１６８が張力下において配置されると、方向付け領域１２２ｂは上記腎臓動脈内において径方向に外方にたわんで、治療用アセンブリ１２１を動脈壁５５と接触させる。より詳細には、張力下において撓んだスロット１３０′により、方向付け領域１２２ｂが径方向に外方に支持構造１２２の長手方向軸Ｂ−Ｂから撓む。このフル設置状態において、支持構造１２２の遠位端部における治療用アセンブリ１２１の得られた螺旋状形状は好適には、支持構造１２２の近位端部において長手方向軸Ｂ−Ｂからオフセットし、これにより、支持構造１２２の螺旋軸Ｈ−Ｈおよび長手方向軸Ｂ−Ｂは非同軸方向となる。これらの軸Ｈ−ＨおよびＢ−Ｂは、相互に平行であってもよいし、あるいは、相互に傾斜してもよい。
支持構造１２２の近位端部は、デバイス１１２の長尺シャフト１１６を形成する別個の部材へと接続され得る。あるいは、支持構造１２２および長尺シャフト１１６を単一の一体部材として、近位方向において遠位端部１２６ａからハンドルアセンブリ１３４内へと延びるようにしてもよい。一実施形態において、管状支持構造１２２は、金属形状記憶材料（例えば、ニチノール）から形成される。さらに、一実施形態において、支持構造１２２は、５インチ（１２．７ｃｍ）未満の軸方向長さ（より詳細には、約２インチ（５．０８ｃｍ））と、約０．０２０インチ（０．５７ｍｍ）の外径（より詳細には、約０．０１６インチ（０．４１ｍｍ）〜約０．０１８インチ（０．４６ｍｍ））と、０．００５インチ未満の管状壁厚さ（０．１３ｍｍ）（より詳細には約０．００３インチ（０．０８ｍｍ））とを持ち得る。いくつかの実施形態において、長尺シャフト１１６は、外径が例えば約０．０２０（０．５７ｍｍ）〜約０．０６０インチ（１．５２ｍｍ）であるステンレススチール金属チュービングから形成され得る。近位支持構造１２２から長尺シャフト１１６への接続部において、接合部１１９を両者間に設けることで、治療部位へのナビゲートの際において、長尺シャフト１１６から支持構造１２２への所望のトルク移動が可能になる。より詳細には、支持構造１２２の各端部および長尺シャフト１１６はそれぞれ、噛み合いノッチを含み得る。上記噛み合いノッチにより、上記管状部材の端部が接合部アセンブリ１２０に示すように相互にロックすることが可能になる。いくつかの実施形態において、接合部１１９の周囲において、ステンレススチールスリーブが配置される。上記ステンレススチールスリーブは、接合点において圧着されて、これにより接合部１１９のさらなる支持が可能になる。
上述したように、制御部材１６８は、制御棒たはワイヤであり得、カテーテルデバイス１１２の軸方向長さにおいて支持構造１２２の遠位端部１２６ａまたはその近隣からハンドルアセンブリ１３４へと延びる。制御ワイヤ１６８は、超高分子量（ＵＨＭＷ）繊維を含み得る（例えば、ＳＰＥＣＴＲＡ（登録商標）として販売されている高強度ゲル紡糸繊維または他の充分な強度のポリエチレン繊維）。あるいは、ニチノール、ＫＥＶＬＡＲ（登録商標）として販売されているパラアラミド号英繊維、または用途に適合する他の単繊維または多繊維型を用いてもよく、治療デバイス１１２の長さにおいて張力を治療用アセンブリ１２１の遠位端部へと移動させることができる。
所望の張力を治療用アセンブリ１２１の遠位端部に提供するために、制御ワイヤ１６８を支持構造１２２の遠位端部１２６ａまたはその近隣においてアンカー固定することができる。例えば、図８Ｂ〜図８Ｄは、制御ワイヤ１６８のための多様なアンカー固定構成を示す。より詳細には、図８Ｂに示すように、上記支持構造の遠位端部１２６ａは、上記軸方向開口部に隣接するスロットを含み、このスロットにより、制御ワイヤ１６８を上記開口部を通じて締結およびアンカー固定することが可能になる。図８Ｃに示す別のアンカー固定配置構成において、制御ワイヤ１６８は、遠位端部１２６ａにおいて上記軸方向開口部を通じて延びる。制御ワイヤ１６８をコイル１７４材料中に収容することにより、制御ワイヤ１６８が近位方向ににおいてスライドして支持構造１２２の遠位部分内へと移動する事態を回避することができる。図８Ｄは、別の先端１７４を示す。別の先端１７４は、本開示の実施形態に従って構成される。この配置構成において、制御ワイヤ１６８を３回固定することにより、先端内に形成されるポリマー材料がコートされる制御ワイヤ１６８の表面を拡大することができる。
再度図８Ａを参照して、制御ワイヤ１６８は、長尺シャフト１１６を通じてハンドルアセンブリ１３４へと延び得る。治療用アセンブリを設置状態と送達状態との間で変換するためにハンドルアセンブリ１３４を操作して制御ワイヤ１６８への張力付加および解放を行う際、移動している制御ワイヤ１６８と、比較的静止状態である長尺シャフト内部との間において摩擦が発生する。制御ワイヤ１６８のアセンブリの一実施形態は、制御ワイヤ１６８と長尺シャフト１１６の内部との間の摩擦接触を最小化させるように、構成される。例えば、図８Ａに示すように、スリーブ１７０を配置して制御ワイヤ１６８と接続することにより、比較的定摩擦の外面を提供することができる。スリーブ１７０の軸方向長さは好適には、長尺シャフト１１６の軸方向長さよりも短く、より好適には、長尺シャフト１１６内の制御ワイヤ１６８の実質的に近位部分を被覆する。ハンドルアセンブリ１３４を操作して制御ワイヤ１６８への張力付加および解放を行う際、管状スリーブ１７０は、制御ワイヤ１６８と共に移動するように構成され、長尺シャフト１１６の内部を支持する表面として機能して、これにより、制御ワイヤ１６８と長尺シャフト１１６との間の摩擦を低減する。
いくつかの実施形態において、エネルギー供給要素を搬送する治療用アセンブリの支持構造の外部に配置されるように制御部材を構成することができる。例えば、上記治療用アセンブリの支持構造を上記制御部材の周囲に巻き付てもよい。このような配置構成において、上記制御部材は、上記支持構造の一部と係合して、力を付加する。上記力により、上記支持構造および上記治療用アセンブリが送達状態と設置状態との間で変換される。
例えば、図９Ａおよび図９Ｂは、本技術のさらなる実施形態に従って構成された治療デバイス２１２の遠位部分を示す。より詳細には、図９Ａおよび図９Ｂは、管状支持構造２２２を有する治療用アセンブリ２２１を示す。管状支持構造２２２は、支持構造２２２の周囲に配置された複数のエネルギー供給要素２２４と共に制御部材２６８の周囲において螺旋状に巻き付けられる。支持構造２２２は、上記した支持構造２２および１２２に概して類似する複数の特徴を含み得る。
図示の実施形態において、支持構造２２２の遠位領域または部分２２２ａは、末端部（例えば、円錐または弾丸状先端２５０）において終端するか、あるいは、カラー、シャフトまたはキャップにおいて終端する。先端２５０は、腎臓動脈内への治療デバイス２１２の無傷挿入を促進する曲線状遠位部分を含み得る。支持構造２２２の近位領域または部分２２２ｂは、治療デバイス２１２の長尺シャフト２１６へと接続および固定される。長尺シャフト２１６により、制御部材２６８の通過のための中央通路が規定される。制御部材２６８は、例えば、金属またはポリマー製の固体ワイヤであり得る。制御部材２６８は、長尺シャフト２１６から延び、先端２５０において支持構造２２２の遠位領域２２２ａに固定される。さらに、制御部材２６８は、長尺シャフト２１６を通じてスライド可能に移動して、ハンドルアセンブリ２３４内のアクチュエータ２３６へと到達する。
この実施形態において、制御部材２６８は、遠位方向におよび近位方向に長尺シャフト２１６を通じて移動して、支持構造２２２の遠位領域２２２ａを相応に移動させるように構成される。遠位領域２２２ａの遠位移動および近位移動により、支持構造２２２の螺旋部の軸方向長さが長くなるかまたは短くなり、これにより治療用アセンブリ２２１が送達（図９Ｂ）と設置状態（図９Ａ）との間で変換され、これにより、エネルギー供給要素２２４は径方向距離Ｙを移動して、腎臓動脈（図示せず）の壁部と係合する。
別の実施形態において、上記治療用アセンブリは、上記管状支持構造の遠位領域において制御部材へと固定されない場合がある。例えば、図９Ｃは、螺旋状の支持構造２２２を有する治療デバイス２１２′および治療用アセンブリ２２１′の別の実施形態を示す。螺旋状支持構造２２２の周囲において、複数のエネルギー供給要素２２４が配置される。支持構造２２２の遠位端部領域２２２ａは、カラー要素２７４へと接続される。カラー要素２７４は、通路を含む。上記通路のサイズおよび形状は、末端部２５０において終端する制御部材２６８をスライド可能に収容する。この実施形態において、制御部材２６８は、制御ワイヤを含む。上記制御ワイヤは、長尺シャフト２１６から延び、遠位方向におよび近位方向において長尺シャフト２１６およびカラー要素２７４を通じて延びる。ストッパー部材２７５は、カラー要素２７４の近位にある制御ワイヤ２６８へと接続され得る。
制御ワイヤ２６８により、螺旋状支持構造２２２が牽引または押圧されて螺旋状支持構造２２２が短くなるかまたは長くなったとき、螺旋状支持構造２２２の拡張および／または収縮が促進される。例えば、制御ワイヤ２６８の牽引（すなわち、張力増加）に起因して螺旋状構造２２２が拡張し得、制御ワイヤ２６８の押圧（すなわち、圧縮増加）に起因して螺旋状支持構造２２２が伸長して圧縮構成となり得る。いくつかの実施形態において、螺旋状構造２２２は、弾性または超弾性を持ち、これにより、力が無くなると、螺旋状構造２２２が弾性的に戻って弛緩状態となる。末端部２５０またはストッパー部材２７５から力を付加して、治療用アセンブリ２２１′を送達状態と設置状態との間で変換することができる。例えば、制御ワイヤ２６８を遠位方向に押圧して、ストッパー部材２７５がカラー要素２７４と係合して遠位方向にカラー要素２７４を移動させて、支持構造２２２を伸長させ、その直径を低減させて送達状態とする。あるいは、制御ワイヤ２６８を近位方向に牽引して、末端部２５０をカラー要素２７４と係合させて、近位方向にカラー要素２７４を移動させて、螺旋状支持構造２２２を短くかつその直径を増加させて、これにより螺旋状支持構造２２２を設置状態とする。
螺旋状支持構造２２２が事前形成された螺旋状形状記憶を有する場合において、カラー要素２７４がストッパー部材２７５または末端部２５０と係合していない場合、螺旋状支持構造２２２は、弾性的に拡張して事前形成された形状となる。このようにして、螺旋状支持構造２２２は、拡張して、比較的一貫した力により、腎臓動脈の内壁と接触し得る。さらに、いくつかの実施形態において、事前形成された螺旋状構造２２２から腎臓動脈壁内に付加される力は、ハンドルアセンブリ２３４におけるオペレータの制御（図９Ａ）へより低レベルに依存し得る。
図９Ｄおよび図９Ｅは、治療デバイス２１２″の別の実施形態を示す。この実施形態において、制御部材２６８′は、中空管を含む。上記中空管は、ガイドワイヤ２６６のための内部通路を規定し、これにより、治療用アセンブリ２２１を血管内経路を通じて腎臓動脈内へと挿入することが容易になる。よって、治療デバイス２１２″は、本明細書中に記載のようなＯＴＷまたはＲＸ送達のために構成される。制御部材２６８′は、内部形状を規定する。上記内部形状は、上記制御部材を通じて延び、例えば、壁厚さが約０．００３インチ（０．０８ｍｍ）未満である（例えば、約０．００１インチ（０．０２ｍｍ））ポリイミド管と、直径が約０．０１５インチ（０．３８ｍｍ）未満（例えば、約０．０１４インチ（０．３６ｍｍ））である形状とから構成される。ガイドワイヤ２６６との係合およびガイドワイヤ２６６に沿った追随に加えて、デバイス２１２″は、図９Ａおよび図９Ｂについて図示および記載した治療デバイス２１２の様態と類似する様態で、治療用アセンブリ２２１の構成を送達状態と設置状態との間で変換する。
図１０Ａおよび図１０Ｂは、治療デバイス３１０の別の実施形態の側面図である。治療デバイス３１０は、ＯＴＷ構成を有し、デバイスの長さ全体において実質的に延びるガイドワイヤ形状を規定する管状制御部材３６８を含む。制御部材３６８は、ガイドワイヤ３６６をスライド可能に受容するように構成され、これにより、治療デバイス３１０を、オーバーザワイヤ技術を用いてガイドワイヤ３６６を通じて追跡することが可能になる。制御部材３６８は、長尺シャフト３１６内においてスライド可能に配置される。一実施形態において、制御部材３６８は、薄壁スリーブ（図示せず）内の長尺シャフト３１６に相対してスライドすることができる。上記薄壁スリーブ（図示せず）は、熱または接着方法により長尺シャフト３１６の内面へ取り付けられる。上記薄壁スリーブは、ポリマー材料から形成され得る（例を非限定的に挙げると、ポリイミド）。しかし、他の実施形態において、治療デバイス３１０は上記スリーブを含まない場合もある。
治療デバイス３１０はまた、治療用アセンブリ３１２を含む。治療用アセンブリ３１２は、長尺シャフト３１６の遠位部分と、制御部材３６８の遠位部分との間に延びる。治療用アセンブリ３１２は、血管系内の対象位置において設置可能であり、エネルギー生成器３２６からのエネルギーを血管壁へと送達するための複数の（例えば、６個の）エネルギー供給要素３２４（例えば、電極）を含む。いくつかの実施形態において、エネルギー供給要素または電極３２４は、支持構造３２２の長さに沿って均等間隔を空けて配置され得る。しかし、他の実施形態において、エネルギー供給要素３２４の数および／または配置構成は異なり得る。支持構造３２２の軸方向長さは、例えば約１７ｍｍ〜２０ｍｍであり得る。しかし、他の実施形態において、所望の電極間隔パターン内の電極数を上記構造によって充分に支持できる限り、支持構造３２２は異なる長さを持ち得る。
エネルギー供給要素３２４は、一連の別個の帯状電極であり得、支持構造３２２に沿って間隔を空けて配置される。帯状電極または管状電極をいくつかの実施形態において用いることが可能な１つに理由を挙げると、例えば、ディスク電極または平面電極と比較して焼灼のための出力要求が低い点がある。しかし、他の実施形態において、ディスク電極または平面電極も適切に用いられる。さらに別の実施形態において、渦巻き状またはコイル形状を有する電極が利用可能である。一実施形態において、個々のエネルギー供給要素３２４の長さはおよそ１〜５ｍｍであり、エネルギー供給要素３２４それぞれの間の間隔は、およそ１〜１０ｍｍである。しかし、他の実施形態において、エネルギー供給要素３２４は、異なる寸法および／または配置構成を持ち得る。
エネルギー供給要素３２４は、任意の適切な金属材料から形成され得る（例えば、金、白金、白金およびイリジウムの合金）。一実施形態において、例えば、エネルギー供給要素３２４は、純度９９。９５％の金であり得、内径は約０．０２５インチ（０．６４ｍｍ）〜０．０３０インチ（０．７６ｍｍ）であり、外径は約０．０３０インチ（０．７６ｍｍ）〜０．０３５インチ（０．８９ｍｍ）である。より小さな寸法またはより大きな寸法の電極（すなわち、より小さなまたはより大きな直径および長さの電極）も、本明細書中において適切に用いられる。
各エネルギー供給要素または電極３２４は、導体またはワイヤ（図示せず）によって生成器３２６へと電気的に接続される。上記導体またはワイヤは、長尺シャフト３１６の形状を通じて延びる。各電極３２４は、エネルギー供給ワイヤの遠位端部へと溶接または別の場合に電気的に接続され得、各ワイヤは、シャフト長さ全体において長尺シャフト３１６を通じて延び得、これにより、その近位端部が生成器３２６へと接続される。
支持構造３２２は、少なくともアセンブリ３１２の長さにおいて延びる形状記憶構成要素を含み得る。形状記憶支持構造３２２を用いて、治療用アセンブリ３１２をｆｒｏｍａ図１０Ａに示す送達状態（すなわち、実質的伸長形態）から図１０Ｂに示す設置状態（すなわち、事前設定された渦巻き状または螺旋状形態）へと設置または変換させる。より詳細には、支持構造３２２の形状記憶構成要素は、形状記憶材料から構築され得る。上記形状記憶材料は、上記設置状態へと事前形成されるかまたは事前形状形成される。特定の形状記憶材料は、特定の熱状態を受けた際に事前規定されたまたは所定の形状へ戻る能力を有する。形状記憶材料（例えば、ニッケルチタン（ニチノール）または形状記憶ポリマーまたは電気活性ポリマー）は、比較的低音であり、両者間に形成された要素は、概して極めて簡単に変形して新規形状となり、比較的より高い変換温度になるまでこの新規形状を保持する。実施形態において、この比較的より高い変換温度は、通常の体温である３７℃よりも高い。その後、上記要素は、上記変形前に上記要素が保持していた上記事前規定されたまたは所定の形状へ戻る。いくつかの実施形態において、支持構造３２２は、このような形状記憶材料から形成され得、変形した薄型直線状状態において身体へと挿入され得、形状記憶支持構造３２２がｉｎ ｖｉｖｏで変換温度に晒された後、「記憶された」事前設定された形状へ戻る。よって、形状記憶支持構造３２２は、少なくとも２段階のサイズまたは形状と、図１０Ａに示すような治療部位への送達のための充分薄型の概して直線状または伸長状のコイル構成と、エネルギー供給要素３２４を（図１０Ｂ中に点線で示す）血管壁５５と接触させる渦巻き状または螺旋状構成とを有する。上記送達状態はまた、オペレータが形状記憶支持構造３２２を機械的に直線状にするかまたは張力付加デバイスにより、達成され得る。図１０Ａを参照して、一実施形態において、形状記憶支持構造３２２の送達直径Ｄ１は、対象血管（例えば、腎臓動脈）への送達に対応できるよう、約１〜２ｍｍであり得る。
治療用アセンブリ３１２はまた、絶縁構成要素（図示せず）を含み得る。上記絶縁構成要素（図示せず）は、形状記憶支持構造３２２をエネルギー供給要素３２４から電気的に絶縁する機能を担う。上記絶縁構成要素は、例えば、電気的絶縁材料（例えば、ポリエチレンブロックアミドコポリマー）から形成された形状を規定する管状シースを含み得る。実施形態において、上記絶縁構成要素の外径はおよそ０．０２７インチ（０．６９ｍｍ）であり、内径はおよそ０．０２３インチ（０．５９ｍｍ）である。上記絶縁構成要素は、形状記憶支持構造３２２およびハウジングワイヤを収容するように構成され、これにより形状記憶支持構造３２２およびハウジングワイヤをさらに保護し、電極３２４は、絶縁構成要素に取り付けられかつ上記絶縁構成要素の周囲において配置される。上記絶縁構成要素の遠位端部は、任意の適切な方法（例えば、接着剤、スリーブ、または他の機械的方法）により、ガイドワイヤシャフト３６８の遠位端部へと取り付けられ得る。図１０Ａに示す一実施形態において、上記絶縁構成要素の遠位端部は好適には、シアノアクリレート接着剤を介してガイドワイヤシャフト３６８の遠位端部へと取り付けられ、ポリマースリーブが上記遠位端部を包囲して上記遠位端部を共に保持して、治療用アセンブリ３１２のテーパー付け遠位先端３５０を形成する。しかし、他の実施形態において、上記絶縁構成要素は、治療用アセンブリ３１２に相対して異なる配置構成を持ち得る。
形状記憶支持構造３２２および絶縁構成要素はどちらとも、好適には長さ治療用アセンブリ３１２に沿って延び、近位方向にシャフト３１６の遠位端部内へと例えば少なくとも１または２センチメートルだけ延び、これにより、形状記憶支持構造３２２の近位端部は、エネルギー供給要素３２４から充分に除去されて、エネルギー供給要素３２４からの熱効果が全て回避される。
治療用アセンブリ３１２の形状記憶支持構造３２２は配置構成をとるため、上記絶縁構成要素の遠位端部は近位方向に退避して、治療用アセンブリ３１２は径方向に拡張して血管壁と接触する。この理由は、上記絶縁構成要素の遠位端部が内側管状シャフト３６８の遠位端部へと接続されているからである。制御部材３６８はまた、長尺シャフト３１６内において近位方向に若干退避して、治療用アセンブリ３１２の設置を可能とする。
治療または治療デバイスの上記した実施形態それぞれにおいて、制御部材は、ワイヤ、管状シャフトまたは他の内側部材として構成され、支持構造の遠位端部またはその近隣に力を付加して、治療用アセンブリの構成を送達状態と設置状態との間で変換する。しかし、他の実施形態において、上記治療用アセンブリの近位端部またはその近隣において作動力を付加して、上記アセンブリの構成を変換することができる。
図１１Ａおよび図１１Ｂは、例えば、治療用アセンブリの近位端に対して変形させる力を印加するように構成された治療装置６１２の実施形態を示す。治療装置６１２は、ハンドルアセンブリ６３４に連結された近位端および治療用アセンブリ６２１に連結された遠位端を有する管状長尺シャフト６１６を含む。図示された治療用アセンブリ６２１は、複数のエネルギー供給要素６２４を搬送する管状支持構造６２２を含む。エネルギー供給ワイヤ（明瞭にするために省略）が、治療エネルギーをエネルギー供給要素６２４に提供するために、支持構造６２２に沿って内部および外部に延在する。支持構造６２２の近位端６６２ｂが、管状長尺シャフト６１６内に配置され、その遠位端に取り付けられている。支持構造６２２は好ましくは、治療用アセンブリ６２１を遠位に越え、かつハンドルアセンブリ６３４を近位に越えて延在できるガイドワイヤ６６６の通路のための内部形状をもつ、管状制御部材６６８の周囲に巻かれた螺旋形状を画定する。結果として、治療装置６１２は、ワイヤを通じた送達用に構成される。支持構造遠位端６２２ａは、管状制御部材６６８の遠位領域に連結される。制御部材６６８は、長尺シャフト６１６内に近位に延在し、ハンドルアセンブリ６３４の内側面に取り付けられる。結果として、支持構造６２２の遠位端６２２ａは、ハンドルアセンブリ６３４から一定の距離に保つことができる。
長尺シャフト６１６は、ハンドルアセンブリ６３４内に近位に延出し、アクチュエータ６３６と連結される。一実施形態では、アクチュエータ６３６は、長尺シャフト６１６の直線移動または直接の縦の平行移動を提供する。アクチュエータ６３６は、溝内スライダー（ｓｌｉｄｅｒ−ｉｎ−ｇｒｏｏｖｅ）アセンブリとして概略的に示されている。操作中、アクチュエータ６３６の近位平行移動は、軸シャフト６１６をハンドルアセンブリ６３４に関して近位に、従って、内部部材６６８に平行移動させる。長尺シャフト６１６の遠位端は、引張力を支持構造６２２の取り付けられた近位端６２２ｂに印加する。支持構造６２２の遠位端６２２ａは、制御部材６６８に取り付けられているので、支持構造６２２の近位端６２２ａの近位平行移動は、治療用アセンブリ６１２を高さの低い送達状態に配置するように（図１１Ａ）、構造を引き延ばす。アクチュエータ６３６の遠位平行移動は、治療用アセンブリ６１２を設置状態（図１１Ｂで最も良く分かる）に配置するように、支持構造６２２を軸方向に圧縮する結果となる。
ハンドルアセンブリ６３４の代替構成は、長尺シャフト６１６の所望の軸方向平行移動を提供できる。例えば、図１１Ｃは、長尺シャフト６１６を軸方向に平行移動させるために、旋回軸タイプのアクチュエータ６３６´を提供するハンドルアセンブリ６３４の代替配置を示す。アクチュエータ６３６´は、長尺シャフト６１６への旋回軸接続を含むことができる。結果として、アクチュエータ６３６´の旋回軸接続に関する角回転が、長尺シャフト６１６を直線的に平行移動させる。アクチュエータ６３６´の角回転の量が、長尺シャフト６１６と枢着部との間の距離によって制御できる。図１１Ｄは、長尺シャフト６１６を直線的に平行移動させるために、ギアタイプのアクチュエータ６３６″を含むハンドルアセンブリ６３４の別の代替構成を示す。一実施形態では、例えば、アクチュエータ６３６″は、小さいギアに連結されたノブまたは親指ローラーを含む。長尺シャフト６１６は、小さいギアが回転するように、小さいギアと係合された大きなギアに連結され得、それは、次いで、大きなギアを回転させ、長尺シャフト６１６を平行移動させる。ギアサイズの差は、小さいローラーの回転が長尺シャフト６１６の大きい平行移動を作ることができるようにする。
治療装置の前述した実施形態では、装置の治療用アセンブリは、構成に応じて、支持構造の近位端または遠位端のいずれかを押すかまたは引くことによって送達状態と設置状態との間で変更された。治療装置は、例えば、支持構造の周囲の制約に応じて、臨床医が関連した移動に対して端部を選択し得るように、支持構造の近位端または遠位端のいずれかで、またはその近辺で選択的に力を印加するように構成され得ることが理解されるべきである。
いくつかの代替構成では、治療用アセンブリは、制御部材（例えば、挿入部材、探り針、事前成形部材など）を遠位治療部分または管状支持構造の部分へ挿入するか、または引っ込めるかのいずれかによって送達状態および設置状態の間で移動可能にできる。例えば、図１２Ａおよび図１２Ｂは、本技術の追加の実施形態に従って構成された治療装置７００の部分の側面斜視図である。より具体的には、図１２Ａは、患者の体外で送達状態（例えば、高さが低いか、またはつぶれた構成）の治療装置７００を示し、図１２Ｂは、設置状態（例えば、拡張された構成）の治療装置７００を示す。図１２Ａおよび図１２Ｂを参照すると、治療装置７００は、遠位部７０２を有する長尺シャフト７０１、およびその遠位部７０２における治療部分７０４を含む。治療装置７００は、治療部分７０４によって搬送される複数のエネルギー供給要素７０６も含む。治療装置７００は、治療装置７００に連結され、治療装置７０４に対して摺動自在に移動可能な制御部材７０８（破線で概略的に示す）をさらに含む。以下でさらに詳述するように、治療部分７０４または制御部材７０８は、事前成形された螺旋形状を含み、治療部分７０４および制御部材７０８の他方は、実質的にまっすぐな形状を含む。治療部分７０４および制御部材７０８は、治療装置７００を高さの低い送達状態（図１２Ａ）および事前成形された螺旋形状を有する拡張された設置状態（図１２Ｂ）との間で変更するために、互いに相対して移動可能である。説明のため、制御部材７０８が図１２Ａおよび図１２Ｂの両方に示されている。以下でさらに詳述するように、様々な実施形態では、制御部材７０８は、治療装置７００を送達状態と設置状態との間で変更するために、治療部分７０４に挿入されるか、またはそこから引き抜かれるかのいずれかであり得る。
例えば、以下で説明する一実施形態では、制御部材７０８は、探り針、硬化マンドレル、矯正部材、または治療装置７００の長さの少なくとも一部に沿って延在し、送達中に治療装置７００の事前成形された螺旋治療部分７０４をまっすぐにするように構成された手順ガイドワイヤを含むことができる。より具体的には、制御部材７０８は、制御部材７０８が治療部分７０４に対して、それぞれ引っ張られるか、または押される場合、治療部分７０４の拡張および／または収縮を容易にする。別の実施形態では、事前成形された制御部材（例えば、探り針または事前成形部材）は、治療装置７００の比較的柔軟な遠位部７０２に螺旋形状を提供できる。
図１３Ａ〜図１５Ｂは、図１２Ａおよび図１２Ｂに関連して前述した治療装置７００と概ね同様の特徴を含む、治療装置の様々な実施形態に関する。例えば、図１３Ａおよび図１３Ｂは、中央形状７２９を画定する比較的可撓性管状支持構造７２２によって搬送される複数のエネルギー供給要素７２４をもつ治療部分またはアセンブリ７２１を含む、治療装置７１２の断面図である。管状支持構造７２２は、形状７２９を通って延在しているガイドワイヤ７６６（図１３Ａ）の通路用の軸方向の開口部を有する遠位端７２２ａを含む。管状支持構造７２２は、管状長尺シャフト７１６の遠位端に連結されているか、またはそれに取り付けられている近位端７２２ｂを有する。長尺シャフト７１６は、ガイドワイヤ７６６を収容するための中央形状を画定する。結果として、本構成は、ガイドワイヤ７６６が最初に治療部位（例えば、腎動脈内）に挿入されるアクセス位置からワイヤを通じた送達を提供し、治療装置７１２がガイドワイヤ７６６を通じて設置される。実質的にまっすぐで直線状のガイドワイヤ７６６を、可撓性管状支持構造７２２を通して挿入することは、治療用アセンブリ７２１を腎動脈内の治療部位に送達するため、高さの低い送達状態に配置するように、通常のまっすぐな形状に維持する。ガイドワイヤ７６６は、その長さに沿って一定の剛性であり得るか、または、例えば、近位から遠位方向に、増大する可撓性を提供するように、その長さに沿って変化する剛性または可撓性を持ち得る。
治療装置７１２がガイドワイヤ７６６を通じて腎動脈内の所望の位置に送達されると、ガイドワイヤ７６６は、治療装置７１２から完全に引っ込められ、細長制御部材７６８（図１３Ｂ）が装置７１２の近位端で挿入され、長尺シャフト７１６を通って管状支持構造７２２の中央形状７２９内に遠位に進められる。制御部材７６８の遠位領域は、治療用アセンブリ７２１の設置状態を画定するために拘束されていないとき、事前設定された設置形状（例えば、螺旋形状）を有することができる。制御部材７６８は、事前設定または事前成形された螺旋形状を有する超弾性のニチノール材料から作られ得る。代替として、制御部材は、形状記憶材料から作ることができる。
制御部材７６８は、例えば、ハンドル７３４など、装置の近位端での挿入のために、まっすぐになるよう、十分に弾性がある。制御部材７６８は、長尺シャフト７１６に直接挿入され得る。代替として、制御部材７６８は、まず、制御ワイヤ７６８をまっすぐにするために、より剛性の挿入管７６９（図１３Ｂ）の内部に収容され、制御部材７６８のカテーテル装置７１２内への挿入を容易にし得る。この実施形態では、治療用アセンブリ７２１は、長尺シャフト７１６の近位端に挿入でき、腎動脈内の治療部位に配置されると、挿入管７６９は、制御部材７６８が設置できるように、引っ込めることができる。図１３Ｂに示すように、制御部材７６８は、管状支持構造７２２に力を加え、それによって、エネルギー供給要素７２４を腎動脈内の壁に接して配置するために、それを拡張した螺旋構造に変更させ、治療用アセンブリ７２１を設置する。
特定の実施形態では、複数の電気供給要素７２４は、可撓性で、やや膨張性の管７２２（例えば、ＰＥＢＡＸ（登録商標）５５３３Ｄなどのポリエチレンブロックアミド共重合体、または低デュロメーター（ｌｏｗｅｒ ｄｕｒｏｍｅｔｅｒ）材料で作られた管）に取り付けられた複数の電極７２４として構成される。他の実施形態では、管状支持構造７２２は、例えば、所望の可撓性を提供する、ＰＥＴ、ポリアミド、ポリイミド、ＰＥＢＡＸ、ポリプロピレン、またはＰＥＥＫポリマーなど、他のポリマーから構築され得る。一実施形態では、管状支持構造７２２は、内径が約０．０３インチ（０．７６ｍｍ）、外径が約０．０４インチ（１．０２ｍｍ）で、長さは約４ｃｍである。電極７２４は、円筒状の電極であり、一実施形態では、約０．０４２インチ（１．０７ｍｍ）の内径、約０．０４６インチ（１．１７ｍｍ）の外径、および約１ｍｍの長さを持つことができる。電極７２４は、３〜５ｍｍの間隔を空け、接着剤を用いて管状支持構造７２２に接着できる。電極導電性電力供給ワイヤ７２５は、管状支持構造７２２に沿って外側で近位に延在できる。
いくつかの実施形態では、電極７２４を備えた可撓性支持構造７２２の近位端７２２ｂは、管状長尺シャフト７１６の遠位端を越えて配置され、所定の位置に接着される。長尺シャフト７１６は、例えば、ポリアミド管を含むことができる。一実施形態では、シャフト７１６は、内径が約０．０２５インチ（０．６４ｍｍ）で、外径が約０．０３インチ（０．７６ｍｍ）であり、約１００ｃｍの長さである。他の実施形態では、長尺シャフトは、内径が０．０２６インチ（０．６６ｍｍ）で外径が０．０２８インチ（０．７１ｍｍ）および／または他の適切な寸法である。外側の管状ジャケット７１７は、シャフト７１６を取り囲み、また、管状支持構造７２２の近位端７２２ａの周りを囲むか、その一部を覆うことができる。
治療用アセンブリ７２１を設置するための制御部材７６８は、例えば、螺旋構造に事前成形されたニチノールワイヤを制御部材７６８の遠位領域を覆って含むことができる。一実施形態では、制御部材７６８は、約０．０１５インチ（０．３８ｍｍ）の直径をもち、直径０．００８インチ（０．２０ｍｍ）の先端に向かって遠位にテーパ状になる。事前成形された制御部材７６８のいくつかの異なる直径は、各々が約４．０ｍｍ〜約８．０ｍｍの範囲の直径をもつ、異なる直径の腎動脈に適合するようにできる。制御部材７６８は、体温をわずかに上回る（例えば、オーステナイト仕上温度Ａf＝４２℃）形状記憶変態温度をもつことができる。制御部材７６８は、Ａf＜を下回る温度でより柔軟で、それ故、螺旋領域が手操作で比較的容易にまっすぐにできる。結果として、制御部材７６８は、次いで、「剛性挿入管７６９」を必要とせずに、カテーテルの近位端に直接挿入できる。制御部材７６８の遠位領域が、複数の電極８２４に囲まれた管状支持構造７２２内に位置づけられると、形状記憶制御部材７６８の温度がＡfより高くなって、それが螺旋構造をとり、管状支持構造７２２を変形させ、電極７２４を動脈壁内に押し込むようにして、組織焼灼が起こることを可能にする。焼灼が完了し、エネルギー源がオフにされると、周囲の血流が電極７２４を冷却でき、制御部材７６８がＡfを下回って、制御部材７６８をカテーテルから除去できるようにさらに柔軟にすることができる。当業者は、制御部材７６８の形状を変形するために加熱するため、様々な方法が使用できることを理解するであろう。
図１３Ｂに示す実施形態では、制御部材７６８が随意の挿入管７６９内に配置される。挿入管７６９は、編組ポリイミド（ｂｒａｉｄｅｄ ｐｏｌｙｉｍｉｄｅ）、ＰＥＥＫ、および／またはステンレス鋼を含む、様々な材料から作ることができ、挿入管７６９が長尺シャフト７１６の中を容易に滑動できるような寸法をもつことができる。事前成形された制御部材７６８は、ガイドワイヤ７６６が進められて、カテーテル装置７１２の近位端から引っ込めることができるように、挿入管７６９の軸方向の長さよりも長い、軸方向の総送達長をもつ。
治療用アセンブリの送達および設置のために、可撓性管状支持構造７２２および挿入管７６９を使用する前述した実施形態では、ガイドワイヤ７６６および制御部材７６８を受け入れるためのカテーテルの長尺シャフト内に単一の形状があるだけので、事前成形された制御部材７６８の挿入前に、ガイドワイヤが管状支持構造７２２から完全に除去される。しかし、治療装置のさらなる実施形態は、制御部材、ガイドワイヤ、供給ワイヤ、および／または注射用流体（例えば、コントラスト、薬剤、または生理食塩水）をその中に保持するための複数の通路を提供するために、複数の形状を備えた長尺シャフトを含む。結果として、かかる治療装置は、ガイドワイヤをカテーテルから完全に除去することを必要とせずに、挿入可能部材を備えた治療用アセンブリのワイヤを通じた送達および設置を提供する。
図１４Ａおよび図１４Ｂは、例えば、本技術の別の実施形態に従って構成された治療装置８１２の破断した縦の断面図である。図１４Ａに示すように、治療装置８１２は、中央形状８２９を画定する比較的可撓性管状支持構造８２２によって送達される、複数のエネルギー供給要素８２４を有する治療用アセンブリ８２１を含む。管状支持構造８２２は、中央形状８２９を通って延在するガイドワイヤ８６６の通路用の軸方向の開口部８２３を備えた遠位端８２２ａを含む。管状支持構造８２２は、細長管状シャフト８１６の遠位端に連結されたか、または取り付けられた近位端８２２ｂを有する。長尺シャフト８１６は、ガイドワイヤ８６６を収容するための第１の内部形状８１４を画定できる。ガイドワイヤ８６６は、例えば、ハンドル８３４などに配置された従来型のハブ／ルアー取付具（ｌｕｅｒ ｆｉｔｔｉｎｇ）から近位に存在する。結果として、図示した構成は、アクセス部位から治療部位へのＯＴＷ送達を提供する。実質的にまっすぐなガイドワイヤ８６６を、可撓性管状支持構造８２２を通して挿入すると、腎動脈内の治療部位に送達するために治療用アセンブリ８２１が高さの低い送達状態になるように、管状支持構造８２２をまっすぐにする。
管状シャフト８１６は、治療用アセンブリ８２１の設置のための制御部材８６８を収容するための第２の内部形状８１４をさらに含む。管状シャフト８１６は、形状挿入部材、供給ワイヤ、および／または注射用流体（例えば、コントラスト、薬剤、または生理食塩水）を保持するために、複数の形状を有し得る。図１４Ａおよび図１４Ｂは、一体型管状シャフト８１６内に形成された２つの形状８１３、８１４を示す。代替として、第１の形状および第２の形状８１３および８１４は、外側の管状シャフト８１６内に配置された別個の管状シャフトによって画定できる。管状シャフト８１６の第２の内部形状８１４内で、制御部材８６８は、実質的に線形構成で保持できる。治療装置８１２が腎動脈内の所望の位置に配置されると、ガイドワイヤ８６６を管状支持構造８２２から第１の形状８１３内に引っ込めることができ、制御部材８６８を管状支持構造８２２の中央形状８６８内に遠位に進めることができる。制御部材８６８およびガイドワイヤ８６６の各々が、それらがその中に存在する別個の形状を有しているので、ガイドワイヤ８６６は、制御部材８６８が支持構造８２２を充填し、治療用アセンブリ８２１を設置できるように、治療用アセンブリ８２１の管状支持構造８２２を出すために十分な距離だけ近位に引っ込める必要がある。いくつかの実施形態では、例えば、ガイドワイヤ８６６は、治療用アセンブリ８２１の設置のため、管状支持構造８２２を除去するために、１０〜２０ｃｍ（例えば、約１５ｃｍ）引っ込めることができる。
制御部材８６８は、治療用アセンブリ８２１の設置状態を画定するために拘束されていない場合、螺旋構造を画定する事前設定された設置形状を有することができる。制御部材８６８は、事前設定された螺旋形状を有する、超弾性のニチノール材料から作られ得る。支持構造８２２内に配置されると、弾性のある制御部材８６８は、管状支持構造８２２に力を加えて、治療用アセンブリ８２１を設置し、エネルギー供給要素８２４を腎動脈内の壁に接して配置するために、それを（例えば、図１４Ｂに示すように）拡張した螺旋構造に変形させる。
複数形状の長尺シャフトを備えた装置の別の実施形態では、管状支持構造は、少なくとも２つ以上の独立した形状または通路を含むことができる。例えば、図１４Ｃおよび図１４Ｄは、複数のエネルギー供給要素９２４を備えた治療用アセンブリ９２１を含む、治療装置９１２を示す。管状支持構造９２２は、少なくとも２つの内部形状を画定する。第１の形状９２８は、その遠位端に軸方向の開口部を含むことができ、第１の形状９２８からの挿入および格納のため、約０．０１５インチ（０．３８ｍｍ）未満の直径を有するガイドワイヤ９６６を受け入れるように適合できる。結果として、支持構造９２２は、前述したように、ＯＴＷアプローチを使用して、腎動脈内に送達できる。別の実施形態では、管状支持構造９２２の遠位端９２２ａは、治療装置の腎動脈内への非侵襲的挿入を容易にするために、丸みを帯びた遠位先端で終了し得る。第２の形状９３０は、設置状態の螺旋形状を画定する事前設定された遠位領域を有する設置部材９６８を保持するように適合される。
治療用アセンブリ９２１は、腎動脈へ送達するため、ガイドワイヤ９６６を、支持構造９２２の第１の形状９２８を通って挿入することにより、高さの低い送達状態にすることができる。実質的に直線状のガイドワイヤ９６６は、治療用アセンブリ９２１を送達状態に維持するために、可撓性設置部材９６８内で事前設定された螺旋形状に打ち勝つことができる。ガイドワイヤ９６６は、その長さに沿って一定の剛性であり得るか、または、例えば、近位から遠位方向に、増大する可撓性を提供するように、その長さに沿って変化する剛性または可撓性を持ち得る。治療用アセンブリ９２１が、腎動脈内の標的治療部位に位置づけられると、治療用アセンブリ９２１は、ガイドワイヤ９６６を支持構造９２２の第１の形状から引っ込めて、それが長尺シャフト内（例えば、長尺シャフト９１６内で形成された複数の形状のうちの１つ内）に概ね配置されるようにすることにより、設置できる。ガイドワイヤ９６６を支持構造９２２から除去すると、設置部材９６８は、変形させる力を管状支持構造９２２に加えて、治療用アセンブリ９２１を（例えば、図１４Ｄに示すように）設置するために、それを螺旋形状に変形させることができる。結果として、ガイドワイヤ９６６は、治療用アセンブリを送達状態と設置状態との間で変化させるために、制御部材を提供する。随意に、第１の形状９２８は、エネルギー供給中にエネルギー供給要素９２４を冷却するため、生理食塩水などの流体を遠位に送達するために使用され得る。
別の実施形態では、設置部材９６８は、治療用アセンブリ９２１の送達状態および設置状態を制御するために格納可能であり得、ガイドワイヤ９６６または他の矯正探り針は、設置中、第１の形状９２８内に留まることができる。かかる配置では、ガイドワイヤ９６６は、治療用アセンブリ９２１を送達のための高さの低い構成にするために十分な剛性にできるが、支持構造９２２および治療用アセンブリ９２１を配置構成にするために、設置部材９６８がアセンブリ９２１に力を加えられるように十分に可撓性である。
図１５Ａおよび図１５Ｂは、治療中、ガイドワイヤ１０６６が長尺シャフト１０１６内に少なくとも一部は挿入されたままにできるようにする治療装置１０１２のさらに別の実施形態を示す。図１５Ａに示すように、治療装置１０１２は、管状支持構造１０２２および長尺シャフト１０１６の各々内に単一の形状を含む。治療装置１０１２は、単一の中央形状１０２９を画定する管状支持構造１０２２に取り付けられた、複数のエネルギー供給要素１０２４を備えた治療用アセンブリ１０２１を含む。支持構造１０２２は、例えば、ＰＥＴなどのポリマーの熱収縮チューブなどの、電気絶縁体でカバーされ得る。管状支持構造１０２２は、ガイドワイヤ１０６６が遠位端１０２２ａを越えて突出できるようにするために、軸方向の開口部１０２３を備えた遠位端１０２２ａも含み得る。いくつかの実施形態では、遠位端１０２２ａは、（例えば、破線で示すように）丸みを帯びた遠位部分で終了し得る。管状支持構造１０２２は、長尺シャフト１０１６の遠位端に連結された近位端１０２２ｂを有することができる。支持構造１０２２の中央形状１０２９は、ガイドワイヤ１０６６を受け入れて、ＯＴＷ送達を可能にするため、長尺シャフト１０１６を通って延在できる。操作中、実質的にまっすぐなガイドワイヤ１０６６を、管状支持構造１０２２を通して挿入すると、腎動脈内の治療部位に送達するため、治療用アセンブリ１０２１を高さの低い送達状態（図１５Ａに示すような）にするために、管状支持構造１０２２をまっすぐにする。
管状支持部材１０２２は、例えば、ニチノールの編組またはコイル状フィラメントを含む、ニチノール管またはポリマー複合体管など、弾性または超弾性の材料から作られ得る。いくつかの実施形態では、支持構造１０２２は、約０．０１５インチ（０．３８ｍｍ）以下（例えば、約０．０１０インチ（０．２５ｍｍ））の内径、および約０．００５インチ（０．１３ｍｍ）未満（例えば、約０．００３インチ（０．７６ｍｍ））の壁の厚さを有することができる。管状支持構造１０２２は、例えば、事前形成された螺旋設置形状をもつニチノールなど、形状記憶材料でも作られ得る。事前形成された形状を使用する代わりに、管状支持構造１０２２は、事前形成された内側部材（例えば、内管）または、管状支持構造１０２２を螺旋設置構造に偏向させる外側のフレーム構造（図示せず）を含み得る。
ガイドワイヤ１０６６を中央形状１０２９内に配置すると、ガイドワイヤ１０６６は、図１５Ａに示すように、高さが低いか、またはつぶれた送達構成を画定するために、矯正力を管状支持構造１０２２に加える。ガイドワイヤ１０６６は、その長さに沿って一定の剛性であり得るか、あるいは、増大する可撓性を提供するように（例えば、近位から遠位方向に）、その長さに沿って変化する剛性または可撓性を持ち得る。治療用アセンブリ１０２１を設置するため、ガイドワイヤ１０６６は、ガイドワイヤ１０６６を支持構造１０２２から除去するために、長尺シャフト１０１６内に近位に格納できる。図１５Ｂに示すように、矯正力がない場合、支持構造１０２２は螺旋構造に設置できる。結果として、ガイドワイヤ１０６６は、治療用アセンブリ１０２１の構成を送達状態と設置状態との間で変化させるために、制御部材として機能する。
前に説明した治療装置またはカテーテル装置の実施形態は治療用アセンブリおよびそのアセンブリを高さの低い送達状態にするための制御部材を含むが、カテーテル装置は、その送達構成と配置構成を変化させるために、治療用アセンブリを越えて配置および格納できる外部シース（ｓｈｅａｔｈ）をさらに含み得る。例えば、図１６Ａおよび図１６Ｂに示すように、治療装置１２１２は、治療用アセンブリ１２２１および長尺シャフト１２１６の周囲にシースを形成する送達シース１２９１とともに使用できる。説明したように、ある実施形態では、大腿動脈を通して治療装置１２２１の挿入を容易にするため、特定サイズのガイドカテーテル１２９０を使用することは、有利であり得る。送達シース１２９１は、腎動脈にアクセスするため、および含まれている拡張可能な螺旋構造１２２２を送達するために、ガイドカテーテル１２９０とともに使用され得る。代替として、送達シース１２９１は、前述したようにガイドワイヤ（図示せず）とともに使用され得る。ガイドカテーテル１２９０とともに使用される場合、長尺シャフト１２１６の作業長は、約４０ｃｍ〜約１２５ｃｍであり得る。例えば、５５ｃｍ長のガイドカテーテルが使用される場合、この作業長は、約７０ｃｍ〜約８０ｃｍであり得る。９０ｃｍ長のガイドカテーテル１２９０が使用される場合、この作業長は、約１０５ｃｍ〜約１１５ｃｍであり得る。ガイドカテーテル１２９０が使用されない代表的な実施形態では、この作業長は、約４０ｃｍ〜約５０ｃｍであり得る。さらに別の実施形態では、様々な他の異なる寸法および／または配置が使用され得る。
図示した実施形態では、治療用アセンブリ１２２１は、高さの低い送達構成で送達シース１２９１によって保持され得る螺旋構造１２２２を含む。送達シース１２９１を除去すると、螺旋支持構造１２２２が、エネルギー供給要素１２２４を設置し、腎動脈の壁と接触させるように配置できる。支持構造１２２２の設置は、受動的（例えば、構造が事前設定された設置形状を有する）または能動的（例えば、事前成形された探り針または張力ワイヤによって設置が容易にされる）であり得る。拡張のタイプにかかわらず、螺旋支持構造１２２２は、治療装置１２１２を除去または再配置する前に、螺旋構造を圧縮する制御部材（例えば、制御ワイヤ）に連結され得る。特定の実施形態では、エネルギー供給要素１２２４の配置および数に応じて、螺旋支持構造１２２２は、エネルギー供給用の複数の位置を提供するため、腎動脈内で漸次、再配置され得る。図１６Ｂは、送達シース１２９１を格納した図１６Ａの螺旋構造１２２２を備えたカテーテルの実施形態を示し、螺旋構造１２２２が腎動脈内でその配置構成に弾性的に拡張できるようにする。図１６Ａでは、シース１２９１および治療用アセンブリ１２２１は、明瞭にするため、大きく示されていることに留意すべきである。
一特定の実施形態では、シースは、とりわけ、装置が腎動脈内を治療部位まで進む際に、治療用アセンブリのコンポーネントを一緒に保持するために使用できる。図９Ａおよび図９Ｂを参照すると、治療用アセンブリ２２１は、複数の電極２４４をその周囲に配置したニチノール材料の脊椎または支持構造２２２を含むことができる。ニチノール支持構造２２２は、編組ポリイミド内側部材２６８に螺旋状に巻き付くことができる。図９Ｂの治療用アセンブリ２２１の送達状態では、支持構造２２２が、その全体にわたって、内側部材２６８に隣接して位置し得る。治療用アセンブリ２２１が送達中に曲げられているか、または湾曲されている際に、支持構造２２２と内側部材２６８との間の実質的な分離を最小限にするため、シースが治療用アセンブリ２２１の外部に配置できる。シースは、図１０Ａ〜図１１Ｂに関連して説明した治療用アセンブリおよび本明細書に記載する他の適切な治療用アセンブリでも採用され得る。
シースは、治療用アセンブリが可撓性管状支持構造の形状内に配置された成形挿入部材を有する場合でさえ、その送達構成の治療用アセンブリを支持するために使用され得る。例えば、図１３Ａおよび図１３Ｂを参照すると、シース（図示せず）が支持構造７２２の外側に配置できる。ガイドワイヤ７６６を引っ込めて、制御部材７６８を支持構造７２２の形状内に挿入すると、シースは、治療用アセンブリ７２１がその完全な横断寸法に設置するのを防ぐ。アセンブリ７２１が、所望の螺旋構造に完全に設置できるようにするため、シースを引っ込めることができる。代替または追加として、管状支持構造７２２は好ましくは、探り針または成形部材を使用することなく、治療部位までガイドできる挿入を可能にするのに十分な剛性であり得るが、シースが引き抜かれると、挿入された制御部材７６８の形状をとるのに十分な可撓性であり得る。さらに、代替または追加として、挿入可能な制御部材７６８は、制御部材の挿入時に、治療用アセンブリの時期尚早な設置を最小限にするか、または取り除くために、覆うことができる。結果として、シースが除去されると、挿入部材７６８がその完全な配置構成に拡張できる。
図１３Ａおよび図１３Ｂに関連したさらに別の実施形態では、探り針７６８は、装置が治療部位（例えば、腎動脈内）にある間、装置７１２の治療用アセンブリ７２１の遠位端に配置される。例えば、この実施形態では、探り針７６８は、挿入管７６９による挿入中、高さの低い構成で収められている。挿入管７６９は、挿入後、事前成形された探り針７６８から除去され、探り針７６８が、前述した方法で、その螺旋形状をとることが可能になる。この実施形態では、探り針７６８は、送達中に装置７１２のガイドおよび配置を助け、次いで、設置時にそれに所望の螺旋配置を与えるために、装置７１２に構造および所望のレベルの剛性を提供できる。
前述した治療カテーテル装置のワイヤを通じたいくつかの実施形態では、ガイドワイヤは、カテーテルの長尺シャフト内で少なくとも治療用アセンブリの遠位端からハンドルアセンブリの近位の位置まで延在しているとして説明されている。カテーテルをガイドワイヤから外すために、ガイドワイヤの全長をアクセス部位から近位に引っ込めることを必要とする。結果として、ガイドワイヤの軸方向の長さが、カテーテルの長尺シャフトおよびその遠位治療用アセンブリのそれより長いことがある。もっと短いガイドワイヤの動作および操作を提供するため、ならびに特にカテーテルをガイドワイヤから外すために引き戻す距離を最小限にするため、迅速交換構成を提供する治療カテーテル装置を有することは望ましくあり得る。図１７Ａ〜図１７Ｅに関連して以下で説明する迅速交換の例は、ガイドワイヤおよびＯＴＷ送達技術を採用する、本明細書に記載する任意の治療装置でも使用され得る。
図１７Ａは、例えば、本技術の実施形態に従った迅速交換構成を備えた治療装置１４１０の遠位部分の一部における破断側面図である。治療装置１４１０は、ガイドワイヤ１４６６の外側に通路用の内部形状を画定する管状制御部材１４６８の周囲に螺旋状に配置された治療用アセンブリ１４２１を含む。管状制御部材１４６８は、治療装置１４１０の長尺シャフト１４１６内に近位に延在し、その長尺シャフトは、少なくとも一部、ガイドカテーテル１４９０内に配置されている。ガイドワイヤ１４６６がその中を長尺シャフト１４１６に少なくとも一部平行して、また、外部から長尺シャフト１４１６まで延在する、迅速交換構成を提供するため、管状制御部材１４６８は、治療用アセンブリ１４２１の近位であるが、ガイドワイヤ１４６６が出るために、ハンドルアセンブリ（図示せず）の遠位に、開口部１４７０を含む。長尺シャフト１４１６は好ましくは、ガイドワイヤ１４６６の出口のため、また、ガイドカテーテル１４９０への通路のために開口部１４７２も含む。ガイドワイヤ１４６６は、長尺シャフト１４１６を通ってハンドルアセンブリ（図示せず）まで近位に延在する必要がないので、その全長は短縮できる。
図１７Ｂおよび図１７Ｃは、本技術の別の実施形態に従った迅速交換構成を備えた治療装置１６００の別の実施形態を示す。さらに具体的に言うと、図１７Ｂは、送達状態における治療装置１６００の遠位部分の一部における破断側面図を示し、図１７Ｃは、設置状態における治療装置１６００の破断側面図を示す。図１７Ｂおよび図１７Ｃを一緒に参照すると、治療装置１６００は、複数のエネルギー供給要素１６２４が支持構造１６２２の周囲に配置された管状支持構造１６２２を有する治療用アセンブリ１６２１を含む。支持構造１６２２は、治療装置１６００の長尺シャフト１６１６の少なくとも一部内に近位に延在する。エネルギー供給ワイヤ１６２５は好ましくは、外部の発電機源（図示せず）からエネルギー供給要素１６４２の各々にエネルギーを供給するため、管状支持構造１６２２内に延在する。管状支持構造１６２２は、管状部材１６８０の周囲に渦巻状または螺旋状に遠位に延在し、管状部材１６８０の外面に沿って終了し、好ましくは、管状部材１６８０の遠位領域１６８０ａで接着される。
管状部材１６８０は、治療用アセンブリ１６２１の支持構造１６２２を送達構成と配置構成との間で変化させるため、支持構造１６２２の遠位領域を制御するために使用できる支持構造１６２２によって画定される螺旋内に配置された内側部材を備えた治療用アセンブリ１６２１を提供する。治療装置１６００は、管状支持構造１６２２の遠位端１６２２ａが、シャフト１６１６の遠位端に関してそれぞれ遠位方向および近位方向に移動するように、内側部材１６８０を遠位に押し、また近位に引くために、管状部材１６８０の近位領域に連結された制御部材１６６８をさらに含む。支持構造１６２２の遠位端１６２２ａを遠位に移動させると、螺旋形状の支持構造１６２２の軸方向の長さが延びて、治療用アセンブリ１６２１を送達構成（図１７Ｂに示すように）にする。同様に、支持構造１６２２の遠位端１６２２ａを近位に移動させると、螺旋形状の支持構造１６２２の軸方向の長さが縮んで、治療用アセンブリ１６２１を図１７Ｃに示す配置構成にする。一実施形態では、制御部材１６６８は、プッシュプル式ロッドとして構成され得る。例えば、プッシュプル式ロッドは、長尺シャフト１６１６内で軸方向に延在でき、また、いくつかの実施形態では、治療用アセンブリ１６２１に対して電力供給ワイヤ１６２５を運ぶ形状とは別の、長尺シャフト１６１６内の独立した形状内に延在できる。
管状内側部材１６８０は、ガイドワイヤ１６６６の通路用の内部形状を画定する。結果として、管状内側部材１６８０は、ガイドワイヤ１６６６の通路用に、遠位端領域１６８０ａに軸方向の開口部を含む。管状内側部材１６８０の近位端領域１６８０ｂは、ガイドワイヤ１６６６の近位通路および出口のために構成される。近位領域１６８０ｂは、例えば、ガイドワイヤ１６６６が出るための、斜めの細長い開口部１６８２内で終了し得る。いくつかの実施形態では、内側部材１６８０の近位領域１６８０ｂは、プッシュプル式部材１６６８が、ガイドワイヤ出口１６８２と長尺シャフト１６６８との間の軸方向の距離を制御できるように、プッシュプル式部材１６６８の遠位端に取り付けられ得る。さらに、いくつかの実施形態では、プッシュプル式部材１６６８の遠位端が、内側管状部材１６８０に接着するためにプッシュプル式部材１６６８の断面積を増やすため、テーパが設けられているかまたは傾斜した端部を含み得る。内側部材１６８０およびプッシュプル式部材１６６８の配置は、長尺シャフト１６１６の外部にガイドワイヤ出口開口部を保持するので、その配置は迅速交換構成を提供する。
特に、ガイドワイヤ出口開口部１６８２は、ガイドワイヤ１６６６が長尺シャフト１６１に平行し、その外部に延在することを提供する。従って、ガイドワイヤ１６６６の操作は、ガイドワイヤ１６６６が、長尺シャフト１６１６の全長内で、例えば、ハンドルアセンブリを越えて、近位に延在することを必要としない。結果として、いくつかの実施形態では、ガイドワイヤ長１６６６は、例えば、約１８０ｃｍなど、短縮された長さをもち得る。さらに、治療用アセンブリ１６２１をガイドワイヤ１６６６から外すことが望ましくあり得る範囲で、ガイドワイヤ１６６６は、ガイドワイヤの遠位端をガイドワイヤ出口開口部１６８２から近位に引っ込めるのに十分な量だけ引っ込める必要がある。
一実施形態では、長尺シャフト１６１６が、治療用アセンブリ１６２１の配置構成において、内側管状部材１６８０の近位領域に係合するように構成される。より具体的には、長尺シャフト１６１６の遠位領域が、配置構成において、管状部材１６８０の近位端１６８０ｂの外側部分との嵌合適合を形成するように、形成される。図１７Ｃに示すように、プッシュプル式部材１６６８が、治療用アセンブリ１６２１を設置するように、完全に引っ込められる。プッシュプル式部材１６６８を引っ込めると、近位端１６８０ｂを長尺シャフト１６１６の遠位端に隣接して配置する。長尺シャフト１６１６の遠位端は好ましくは、エネルギー供給ワイヤ１６２５のための内部形状および管状支持構造１６２２の直線状部分が、プッシュプル式部材１６６８を収容する内部形状を越えて遠位に延在するように、テーパを含む。長尺シャフト１６１６の遠位端のテーパ（例えば、薄く切られたか、または傾斜したノッチ部）は、長尺シャフト１６１６に隣接して配置される際に、内側管状部材の近位端１６８０ｂを受け入れるようなサイズおよび形状にされる。
一実施形態では、治療用アセンブリ１６２１は、例えば、約８ｍｍ〜約５０ｍｍの範囲（例えば、約１５ｍｍ〜約５０ｍｍ）で、最大送達長をもち得る。配置構成では、治療用アセンブリ１６２１は、例えば、約４５ｍｍの最大軸方向長をもち得る。管状部材１６８０は、例えば、約２〜８ｍｍの軸方向長をもつ開口部１６８２を備えた、約２〜５０ｃｍの範囲の軸方向長をもち得る。プッシュプル式ロッド１６６８は、長尺シャフト１６１６の遠位端と内側管状部材１６８０の開口部１６８２との間の軸方向の距離を、例えば、１ｍｍ〜約３０ｍｍの距離で変更するように構成され得る。長尺シャフト１６１６およびガイドワイヤ１６６６は、周囲のガイドカテーテル１６９０内で互いに平行に延在し得る。カテーテル装置６１２１は、開口部１６８２がガイドカテーテル１６９０の内側または外側に配置されるように、構成できる。
治療装置１７１０の代替実施形態を図１７Ｄに示す。この実施形態では、治療用アセンブリ１７２１は、支持構造１７２２の周囲に配置されたエネルギー供給要素１７２４用のエネルギー供給ワイヤを運ぶため、長尺シャフト内に近位に延在する近位部分を有する管状支持構造１７２２を含む。管状支持構造１７２２の近位部分に平行して延在するのは、プッシュプル式ロッドを含む制御部材１７６８である。また、好ましくは、プッシュプル式制御部材１７６８に平行して延在するのは、ガイドワイヤ１７６６の通路用の内部形状を画定する管状部材１７８０である。支持構造１７２２の遠位端領域１７２２ａおよびプッシュプル式ロッド部材１７６８の各々は、好ましくは、プッシュプル式部材１７６８の軸方向の移動により、管状支持構造１７２２の遠位端および管状部材１７８０がガイドワイヤ１７６６に沿って移動するように、管状部材１７８０に取り付けられる。管状支持構造１７２２は好ましくは、管状部材１７８０が、支持部材１７２２によって画定される螺旋の内側になるように、管状部材１７８０に螺旋状に巻き付けられる。遠位領域１７２２ａの遠位移動および近位移動はそれぞれ、治療用アセンブリ１７２１を送達構成および配置構成にするために、螺旋状管状支持構造１７２２の軸方向長を拡張および短縮する。管状部材１７８０に沿って、治療用アセンブリ１７２１の近位、ハンドルアセンブリの遠位に、迅速交換構成を提供するための開口部１７８２がある。
プッシュプル式部材１７６８および管状支持構造の遠位端１７２２ａが管状部材１７８０に取り付けられているので、管状支持構造１７２２は管状部材１７８０およびガイドワイヤが通過するその軸方向の開口部の周りを回転できない。結果として、部材１７８０のガイドワイヤ形状の周りを回転する遠位端１７２２ａを提供するため、プッシュプル式部材１７６８および管状支持構造１７２２の遠位端１７２２ａが、例えば、図１７Ｅに示されるように、管状部材１７８０に、しかし分離可能に連結される。より具体的には、管状部材１７８０は、好ましくは、管状支持構造１７２２およびプッシュプル式部材１７６８に関して取り外し可能または独立して回転可能である。結果として、治療用アセンブリ１７２１の回転可能な遠位領域はガイドワイヤ１７６６の周りを回転可能である。さらに、治療用アセンブリ１７２１の遠位領域が管状部材１７８０の周りを回転可能であるため、近位のガイドワイヤ出口１７８２は、迅速交換構成が治療用アセンブリの回転と連動しないように、治療用アセンブリ１７２１に関して固定されたままにできる。
図１７Ｅに示す実施形態では、スリーブ（ｓｌｅｅｖｅ）１７８５が提供され、管状支持構造１７２２の遠位端およびプッシュプル式部材１７６８がそれに取り付けられる。スリーブ１７８５は、部材１７８０を摺動自在に受け入れるための内部通路をさらに画定する。スリーブ１７８５は、軸方向に摺動し、管状部材１７８０の周りを回転する治療用アセンブリの先端アセンブリを提供する。その構成は、好ましくは、支持構造１７２２が管状部材１７８０の周囲を「包む」ことなく、かつ、血管内で治療用アセンブリの操作中に所望の形状／構成を失うことなく、概ね螺旋形状を維持しながら、アセンブリの支持構造１７２２およびプッシュプル式部材１７６８の管状部材１７８０に対する回転をさらに提供する。
ＩＶ．エネルギー供給要素を通じた組織へのエネルギー印加
図１を再度、参照すると、エネルギー発生器２６は、連続的またはパルス状のＲＦ電場をエネルギー供給要素２４に供給し得る。ＲＦエネルギーの連続的供給が望ましいが、ＲＦエネルギーのパルスでの印加は、比較的高いエネルギーレベル（例えば、より高い電力）の印加、さらに長いかもしくは短い総継続時間、および／またはより良く制御された血管内腎神経調節治療を可能にし得る。パルスエネルギーは、より小さい電極の使用も可能にし得る。
本明細書に記載した実施形態の多くは、ＲＦエネルギーの供給のために構成された電気システムに関連するが、所望の治療は、例えば、コヒーレント光もしくはインコヒーレント光、直接熱変形（例えば、加熱流体もしくは冷却流体または抵抗加熱素子または極低温アプリケータを用いて）、マイクロ波、超音波（高密度焦点式超音波治療法を含む）、ダイオードレーザー、放射線、組織流体加熱（ｔｉｓｓｕｅ ｈｅａｔｉｎｇ ｆｌｕｉｄ）、および／または極低温冷媒によるなど、他の手段によって達成され得ると考えられる。
前述したように、エネルギー供給は、温度センサー（例えば、熱電対、サーミスタなど）、インピーダンスセンサー、圧力センサー、光学センサー、流量センサー、化学センサーなど、１つまたは複数のセンサーで収集されたデータを用いて監視および制御され得、それらは、エネルギー供給要素２４、支持構造２２内もしくはその上、ならびに／または遠位部分２０上の隣接領域内／上に組み込まれ得る。センサーは、そのセンサーが治療部位で組織に接触しているか、かつ／または血流に面しているかどうかを指定する方法で、エネルギー供給要素２４に組み込まれ得る。血流に面した側から血管壁に接する側までの電極にわたる温度勾配が最大で約１５℃あり得るので、組織および血流に対してセンサー位置を指定する能力は、極めて重要である。他の検知されたデータ（例えば、流量、圧力、インピーダンスなど）での電極にわたる重要な勾配も予期される。
センサーは、例えば、電力またはエネルギー供給中に治療部位で血管壁に接触する１つもしくは複数のエネルギー供給要素２４の側面上に組み込まれ得るか、またはエネルギー供給中に血流に面する１つもしくは複数のエネルギー供給要素２４の反対の側面上に組み込まれ得るか、かつ／またはエネルギー供給要素２４のある領域（例えば、遠位、近位、四半部（ｑｕａｄｒａｎｔ）など）内に組み込まれ得る。いくつかの実施形態では、複数のセンサーが、電極もしくはエネルギー供給要素アレイに沿って、および／または血流に対して、複数の位置で提供され得る。例えば、周囲におよび／または縦方向に間隔を置かれた複数のセンサーが提供され得る。いくつかの実施形態では、第１のセンサーは治療中に血管壁に接触し得、また、第２のセンサーは血流に面し得る。
追加または代替として、様々なマイクロセンサーが、エネルギー供給要素２４、血管壁および／またはエネルギー供給要素２４にわたる血流に対応するデータを取得するために使用され得る。例えば、マイクロ熱電対および／またはインピーダンスセンサーのアレイが、エネルギー供給要素２４または治療装置の他の部分に沿ってデータを取得するために実施され得る。センサーデータは、エネルギー供給の前、エネルギー供給と同時、またはエネルギー供給後、または適用できる場合は、エネルギーのパルス間に、取得され得るか、または監視される。監視されるデータは、例えば、治療を継続するか、または止めるかを判断するためなど、治療をより良く制御するためにフィードバックループで使用され得、それは、増加もしくは減少された電力の制御された供給またはさらに長いかまたは短い治療期間を容易にし得る。
Ｖ．エネルギー供給要素周辺の血流
非標的組織は、余分な熱エネルギーを取り除く伝導性および／または対流性のヒートシンク（ｈｅａｔ ｓｉｎｋ）として働くそれぞれの腎動脈内の血流によって保護され得る。例えば、図１および図１８を一緒に参照すると、長尺シャフト１６、螺旋形状の治療用アセンブリ２１、およびそれが搬送するエネルギー供給要素２４によって血流が遮断されないので、それぞれの腎動脈内の自然の血液循環が、余分の熱エネルギーを非標的組織およびエネルギー供給要素から取り除く働きをする。余分な熱エネルギーを血流によって取り除くと、さらに高い電力の治療も可能にし、熱エネルギーが電極および非標的組織から取り除かれるので、標的組織にさらに電力が提供され得る。このように、それぞれの腎動脈内の血流が、血管壁の非標的組織を過度な、または望ましくない熱傷から保護しながら、経脈管的に供給される熱エネルギーが、標的の神経線維を調節するために、血管壁に隣接している標的の神経線維を加熱する。
エネルギー供給要素２４にわたる追加の自然の血流を誘発することにより、さらなる冷却を提供することも望ましくあり得る。例えば、腎動脈を通じて、またはエネルギー供給要素２４それら自体へ灌流を向上させるための技法および／または技術が、臨床医によって実施され得る。これらの技法は、エネルギー供給要素にわたる血流を改善するため、部分閉塞要素（例えば、バルーン）を、大動脈などの上流の血管系内または腎動脈の部分内に位置付けることを含む。
図１８は、例えば、腎動脈内の仮想血流を示す。血流（Ｆ）は、例えば、動脈の中心に近い領域（例えば、領域２２１４）で、血流Ｆが、腎動脈壁５５に近い領域（例えば、領域２２１５）に対して速くなり得るように、流速の勾配を示すために、層流であると考えられる。結果として、エネルギー供給要素２４の位置に最も近い血流Ｆは、相対的に遅い。エネルギー供給要素２４の冷却は血流によって媒介されるので、改善された冷却は、エネルギー供給要素２４の周囲の血流が比較的速くなるように、腎動脈内の血流Ｆをリダイレクトすることによって達成され得る。
図１９Ａは、流体リダイレクト要素２２２０が腎動脈の中心内に配置されている実施形態を示す。結果として、より速い血流を含む、矢印２２１６によって表される血流が、エネルギー供給要素２４に向かってリダイレクトされる。流体リダイレクト要素は、メッシュ構造３４２２によって搬送されるエネルギー供給要素に向かう血流を促進するために配置されている、ポリマーなど、任意の生体適合性材料であり得る。
図１９Ａおよび図１９Ｂを一緒に参照すると、流体リダイレクト要素２２２０は、長尺シャフト１６の軸Ａ−Ａに概ね沿って、長尺シャフト１６の遠位領域２０から延在し得る。ガイドワイヤ（図示せず）が使用される実施形態について、流体リダイレクト要素２２２０は、ガイドワイヤに適合する大きさおよび形状にされた内側部材の統合通路（ｉｎｔｅｇｒａｌ ｐａｓｓａｇｅ）（図示せず）を含み得る。さらに、いくつかの実施形態では、流体リダイレクト要素２２２０の軸方向長は、拡張構成でのメッシュ構造３４２２の軸方向長の少なくとも２５％、少なくとも５０％、または少なくとも７５％であり得る。いかなる場合にも、リダイレクトされる血流を最小限にするため、流体リダイレクト要素２２２０は、エネルギー供給要素２４を通り、かつ軸Ａ−Ａに直交する虚軸が、流体リダイレクト要素２２２０と交差するように、少なくともメッシュ構造３４２２内に十分遠くに延出し得る。流体リダイレクト要素２２２０の直径２２２８は、その非拡張状態で、メッシュ構造の挿入、再配置、および除去と概ね適合するように拡張可能であり、また、その拡張状態で、血流を腎動脈壁により近い領域（例えば、領域２２１５）に向かってリダイレクトするように構成される。図１９Ｂに示すように、つぶれた構成では、メッシュ構造３４２２は、流体リダイレクト要素２２２０の形状に適合し得る。直径２２２８は、長尺シャフト１６の直径よりもわずかに大きいか、ほぼ等しいか、または小さくてもよい。一実施形態では、直径２２２８は、約２．１８ｍｍよりも小さくてもよい。
血流をヒートシンクとして受動的に使用することに加えて、または代替として、余分な熱エネルギーを取り除き、非標的組織を保護するために、能動冷却が提供され得る。例えば、熱流体輸液が、開いた循環システム内で血管に投入、注入、または他の方法で供給され得る。能動冷却用に使用される熱流体輸液は、例えば、（室温または冷却された）生理食塩水または何らかの他の生体適合性流体を含み得る。熱流体輸液は、例えば、１つまたは複数の注入形状および／またはポートを通じて治療装置１２に導入され得る。血流内に取り入れられると、熱流体輸液は、例えば、エネルギー供給要素２４から上流の位置または保護が求められる組織に関連する他の位置で、ガイドカテーテルを通じて取り入れられ得る。治療部位の近くへの（開いた循環システムおよび／または閉じた循環システムを通じた）熱流体輸液の供給は、例えば、増加した／さらに高い電力の治療の適用を可能にし得るか、エネルギー供給中に血管壁での低温の維持を可能にし得るか、より深いかもしくは大きな損傷の作成を容易にし得るか、治療時間の短縮を容易にし得るか、より小さい電極サイズの使用を可能にし得るか、またはそれらの組合せを可能にし得る。
結果として、本技術の実施形態に従って構成された治療装置は、エネルギー供給中、生理食塩水または何らかの他の生体適合性熱流体輸液を患者の体外から、長尺シャフト１６を通り、エネルギー供給要素２４に向かって患者の血流中に投入または注入するため、輸液源およびポンピング機構（例えば、手操作による注射またはモーター付ポンプ）と流体連結した形状など、開いた循環冷却システムのための特徴を含み得る。さらに、長尺シャフト１６の遠位端領域２０は、生理食塩水を治療部位に直接投入または注入するための１つまたは複数のポートを含み得る。
ＶＩ．システムの使用
Ａ．治療装置の血管内送達、偏向、および配置
前述のように、本明細書に記載する治療装置のいずれか１つの実施形態は、ＯＴＷまたはＲＸ技法を使用して送達され得る。このように送達される場合、長尺シャフト１６は、ガイドワイヤの通路を収容する通路または形状を含む。代替として、本明細書に記載する治療装置１２のいずれか１つは、従来型のガイドカテーテルまたは事前に曲げられた腎臓ガイドカテーテル（例えば、図３Ａおよび図３Ｂに示すような）を用いて設置され得る。ガイドワイヤを使用している場合、従来の技法を用いると、大腿動脈が大腿三角の底部で露出され、カニューレ挿入される。１つの例示的なアプローチでは、ガイドワイヤは、アクセス位置から挿入され、画像ガイダンスを用いて、大腿動脈を通過し、腸骨動脈および大動脈へ、そして、左腎動脈または右腎動脈のいずれかに挿入される。ガイドカテーテルが、ガイドワイヤを越して、アクセスされた腎動脈内に渡される。ガイドワイヤが次いで除去される。代替として、腎動脈にアクセスするように特別に成形され、構成された、腎臓ガイドカテーテルが、ガイドワイヤの使用を避けるために使用され得る。さらに代替として、治療装置が、血管造影によるガイダンスを用いて、またガイドカテーテルを必要とせずに、大腿動脈から腎動脈へ経路指定され得る。
ガイドカテーテルが使用される場合、少なくとも３つの送達アプローチが実施され得る。一アプローチでは、腎動脈の入口のすぐ遠位の腎動脈内にガイドカテーテルを位置付けるために、１つまたは複数の前述した送達技法が使用され得る。治療装置が、次いで、ガイドカテーテルを通じて腎動脈内へ送られる。治療装置が腎動脈内に適切に位置付けられると、ガイドカテーテルが、腎動脈から腹部大動脈に引っ込められる。このアプローチでは、ガイドカテーテルは、治療装置の通路を収容するような大きさにされ、構成されるべきである。例えば、６フレンチガイドカテーテルが使用され得る。
第２のアプローチでは、第１のガイドカテーテルが腎動脈の入口に（ガイドワイヤの有無にかかわらず）配置される。第２のガイドカテーテル（送達シースとも呼ばれる）が、第１のガイドカテーテルを通じて（ガイドワイヤの支援の有無にかかわらず）腎動脈内に進められる。治療装置が次いで、第２のガイドカテーテルを通じて腎動脈内に送られる。治療装置が腎動脈内に適切に位置付けられると、第２のガイドカテーテルが引っ込められ、第１のガイドカテーテルを腎動脈への入り口に残したままにする。このアプローチでは、第１および第２のガイドカテーテルは、第２のガイドカテーテルの通路を第１のガイドカテーテル内に収容するような大きさにされ（すなわち、第１のガイドカテーテルの内径が、第２のガイドカテーテルの外径よりも大きいはすである）、構成されるべきである。例えば、８フレンチガイドカテーテルが第１のガイドカテーテルに対して使用され得、５フレンチガイドカテーテルが、第２のガイドカテーテルに対して使用され得る。
第３のアプローチでは、腎臓ガイドカテーテルが、腎動脈の入口のすぐ遠位で、腹部大動脈内に位置付けられる。本明細書に記載するように、治療装置１２がガイドカテーテルを通じてアクセスされた腎動脈内に進められる。長尺シャフトは、ハンドルアセンブリ３４を通じて長尺シャフト１６に印加された力に応じて、ガイドカテーテルを通じて非侵襲的経路を作成する。
Ｂ．印加されたエネルギーの制御
１．概要
再度図１を参照すると、システム１０を使用して施された治療は、エネルギー供給要素または電極を通って、腎動脈の内壁までエネルギーを所定の時間（例えば、１２０秒）供給することを構成する。所望の範囲を得るため、左腎動脈および右腎動脈の両方で、複数の治療（例えば、４〜６）が施され得る。治療の技術的目標は、例えば、神経を損傷し得る温度（例えば、６５℃）まで組織を所望の深さ（例えば、少なくとも約３ｍｍ）まで加熱することであり得る。治療の臨床的目標は、通常、交感神経緊張を低下させるために、十分な数の腎神経（交感神経腎神経叢の遠心性神経または求心性神経のいずれか）を神経調節する（損傷する）ことである。治療の技術的目標が満足される（例えば、組織が約３ｍｍの深さまで約６５℃まで加熱される）と、腎神経細胞の損傷を形成する可能性が高い。技術的に成功した治療の数が多ければ、腎神経の十分な割合を調節する可能性がそれだけ高くなり、従って、臨床的成功の可能性が高くなる。
治療を通して、治療が成功でない可能性を示すいくつかの状態があり得る。ある実施形態では、これらの状態に基づき、システム１０の操作が停止または変更され得る。例えば、ある兆候は、エネルギー供給の停止という結果になり得、適切なメッセージが、例えば、ディスプレイ３３上に、表示され得る。メッセージの表示および／または治療プロトコルの停止もしくは変更という結果になり得る要因は、事前に決定され得るかもしくは計算され得る、容認もしくは予期された閾値および／もしくは範囲の外部である、インピーダンス、血流、ならびに／または、温度測定もしくは変化を含むが、それらに限定されない。メッセージは、患者の状態（例えば、異常な患者の状態）、容認もしくは予期された閾値の範囲外であるパラメータのタイプおよび／もしくは値、臨床医に対して提案された行為の指示、またはエネルギー供給が停止されているという表示などの情報を示すことができる。しかし、予期されないか、または異常な測定値が見られなければ、エネルギーは、指定された期間、プログラムされたプロファイルに従って標的部位に継続して供給され、完全な治療となる。治療が完了すると、エネルギー供給が停止され、治療の完了を示すメッセージが表示され得る。
しかし、治療は、異常な患者状態の兆候を開始することなく完了できるが、技術的に成功な治療の可能性を変更する（例えば、低下させる）事象または事象の組合せが生じ得る。例えば、エネルギーを供給している電極が、移動するか、または不注意に電極と腎動脈壁との間に不十分に接触して配置され、それにより不十分な損傷の深さまたは温度という結果となる。それ故、治療が異常な患者状態の兆候なく完了する場合でさえ、治療の技術的な成功を評価することは困難であり得る。同様に、異常な患者状態の兆候がシステム１０によって報告され得るという範囲において、異常な患者状態（予期される範囲から外れる温度および／またはインピーダンス値など）の原因を理解することは困難であり得る。
前述したように、発電機２６とともに提供される１つまたは複数のコンポーネントなど、システム１０のプロセッサベースのコンポーネント上で実行される、１つまたは複数の評価／フィードバックアルゴリズム３１が提供され得る。かかる実施態様では、１つまたは複数の評価／フィードバックアルゴリズム３１は、所与の治療の評価で使用できるか、かつ／または異常な患者状態のあるタイプの重要性およびかかる状態の発生を低下させる方法の学習で使用できる、重要なフィードバックを使用者使用者に提供することが可能であり得る。例えば、特定のパラメータ（例えば、インピーダンスまたは温度値）が、治療が予期した通りに進まなかったことの原因となるか、またはそのことを示し、また（いくつかの場合には）、技術的に不成功な治療という結果となり得る場合、システム１０は、臨床医に警告するために、フィードバック（例えば、ディスプレイ３３を介して）を提供できる。臨床医に対する警告は、失敗した治療の単純な通知から、治療の特定のパラメータ（例えば、治療中のインピーダンス値、患者体内でのエネルギー供給要素２４の配置など）が以降の治療で変更される提案まで及ぶことができる。システム１０は、結果として、効率を向上するため、完了した治療周期から学習し、かかる学習に基づき以降の治療パラメータを変更できる。１つまたは複数の評価／フィードバックアルゴリズム３１が考慮し得る測定値の包括的でない例は、指定された時間にわたる温度の変化、最高温度、最高平均温度、最低温度、事前に決定されたかまたは計算された温度に対して事前に決定されたかまたは計算された時間における温度、指定された時間にわたる平均温度、最大血流、最小血流、事前に決定されたかまたは計算された血流に対する事前に決定されたかまたは計算された時間における血流、長時間にわたる平均血流、最大インピーダンス、最小インピーダンス、事前に決定されたかまたは計算されたインピーダンスに対して事前に決定されたかまたは計算された時間におけるインピーダンス、指定された時間にわたるインピーダンスの変化、または指定された時間にわたるインピーダンスにおける変化に対するインピーダンスにおける変化に対する測定値を含む。測定値は、１つもしくは複数の事前に定義された時間、時間の範囲、計算された時間、および／または測定事象が起こる時間、もしくは測定事象がいつ起こるかに関する時間に取得され得る。前述したリストは、いくつかの異なる測定値の例を提供するだけであり、他の適切な測定値が使用され得ることが理解されるであろう。
２．印加されたエネルギーの制御
治療を標的部位に送達するための本明細書に記載する治療では、エネルギーを制御された方法で標的神経構造に供給することは有益であり得る。エネルギーの制御された供給は、血管壁に対する望ましくないエネルギー供給または熱効果を低減しながら、熱治療のゾーンが腎筋膜まで拡張できるようにする。エネルギーの制御された供給は、より一貫性があり、予測可能で、効率的な全体治療という結果にもなり得る。結果として、発電機２６は、望ましくは、電力およびエネルギーのエネルギー供給装置への供給を制御するためのアルゴリズム３０（図１を参照）を実行するための命令を備えたメモリコンポーネントを含むプロセッサを含む。図３に示す代表的な実施形態のアルゴリズム３０は、発電機２６に連結されたプロセッサによって実行するため、従来型のコンピュータプログラムとして実装され得る。段階的な命令を使用する臨床医は、アルゴリズム３０を手動でも実装し得る。
アルゴリズムに従って監視される動作パラメータには、例えば、温度、時間、インピーダンス、電力、血流、流速、体積流量、血圧、心拍数などを含み得る。温度における離散値は、電力またはエネルギー供給における変化を誘起するために使用され得る。例えば、高い温度値（例えば、８５℃）は、標的組織または非標的組織に対する望ましくない熱効果を防ぐために、電力およびエネルギー供給を減少または停止し得る状況における組織乾燥を含むことがある。時間が、追加または代替として、非標的組織に対する望ましくない熱変質を防ぐために使用され得る。例えば、設定された時間（例えば、２分）が、電力の無限供給を防ぐためにチェックされる。
インピーダンスが、組織変化を測定するために使用され得る。インピーダンスは、治療部位の電気特性を示す。熱誘導実施形態では、電場が治療部位に印加される場合、組織細胞が電流に対して抵抗が少なくなるにつれて、インピーダンスが減少する。あまりに多くのエネルギーが印加されると、組織乾燥または凝固が電極の近くで起こり得、それは、細胞が水分保持を失うか、かつ／または電極の表面積が（例えば、凝固の累積によって）減少するにつれて、インピーダンスを増加させ得る。それ故、組織インピーダンスの増加は、標的または非標的組織に対する望ましくない熱変質を示すか、またはその前兆となり得る。他の実施形態では、エネルギー供給要素２４の組織との接触を評価するために、インピーダンス値が使用され得る。複数の電極構成（例えば、エネルギー供給要素２４が２つ以上の電極を含む場合）について、個々の電極のインピーダンス値の比較的小さい差は、組織との良好な接触を示し得る。単一の電極構成について、安定した値は良好な接触を示し得る。結果として、１つまたは複数の電極からのインピーダンス情報が下流のモニターに提供され得、それは、次いで、エネルギー供給要素２４の組織との接触の品質に関連した表示を臨床医に提供し得る。
追加または代替として、治療を制御する際に監視するため、電力は効果的なパラメータである。電力は電圧および電流の関数である。アルゴリズム３０は、所望の電力を得るために、電圧および／または電流を調整し得る。
前述したパラメータの導関数（例えば、変化率）も、電力またはエネルギー供給における変化を誘起するために使用され得る。例えば、万一温度の急激な上昇が検出された場合には、電力出力が低減されるように、温度における変化率が監視できる。同様に、インピーダンスの急激な上昇が検出された場合には、電力出力が低減されるように、インピーダンスの変化率が監視できる。
図２０に見られるように、臨床医が（例えば、図１に示す足踏みペダル３２を用いて）治療を開始すると、制御アルゴリズム３０は、発電機２６の電力出力を第１の期間（例えば、１５秒）にわたって第１の電力レベルＰ1（例えば、５ワット）まで徐々に調整するための、発電機２６への命令を含む。第１の期間中の出力増加は、概ね線形である。結果として、発電機２６は、Ｐ１／ｔ１の概ね定率で、その電力出力を増加する。代替として、出力増加は、可変の増加率で非線形（例えば、指数関数または放物線）であり得る。Ｐ１およびｔ１が達成されると、アルゴリズムは、新しい時間ｔ2まで、時間ｔ2−ｔ1の所定の期間（例えば、３秒）、Ｐ１で保持し得る。ｔ2で、電力は、所定の増加量（例えば、１ワット）だけＰ2まで、所定の期間、ｔ３−ｔ２（例えば、１秒）にわたって増加される。所定の期間にわたる約１ワットの所定の増加におけるこの出力急昇は、最大電力ＰMAXが達成されるか、または何らかの他の状態が満足されるまで、継続し得る。一実施形態では、ＰMAXは８ワットである。別の実施形態では、ＰMAXは１０ワットである。随意に、電力は、所望の期間、または所望の総治療時間まで（例えば、約１２０秒）、最大電力ＰMAXで維持され得る。
図２０では、アルゴリズム３０は、実例として電力制御アルゴリズムを含む。しかし、アルゴリズム３０は、代替として、温度制御アルゴリズムを含み得ることが理解されるべきである。例えば、電力は、所望の温度（または複数の温度）が得られるまで所望の期間（または複数の期間）、徐々に増加され得る。別の実施形態では、電力制御および温度制御の組合せのアルゴリズムが提供され得る。
説明したように、アルゴリズム３０は、ある動作パラメータ（例えば、温度、時間、インピーダンス、電力、流速、体積流量、血圧、心拍数など）の監視を含む。動作パラメータは、継続して、または定期的に監視され得る。アルゴリズム３０は、監視されるパラメータを所定のパラメータプロファイルに照らしてチェックし、そのパラメータが個々にまたは組み合わせて、所定のパラメータプロファイルによって設定された範囲に含まれるか否かを判断する。監視されるパラメータが、所定のパラメータプロファイルによって設定された範囲に含まれる場合、治療は命令された電力出力で継続され得る。監視されるパラメータが、所定のパラメータプロファイルによって設定された範囲外である場合、アルゴリズム３０は、それに応じて、命令された電力出力を調整する。例えば、目標温度（例えば、６５℃）が達成されると、総治療時間（例えば、１２０秒）が満了するまで、電力供給が一定に保持される。第１の温度閾値（例えば、７０℃）に達するか、またはそれを超えると、目標温度に達するまで、電力が所定の増加量（例えば、０．５ワット、１．０ワットなど）で減少される。第２の温度閾値（例えば、８５℃）に達するか、またはそれを超えると、それによって望ましくない状態を示し、電力供給が終了され得る。システムは、オペレータにある状態を警告するために、様々な可聴式警報および視覚的警報を備え得る。
以下は、アルゴリズム３０が、命令された電力出力を調整し得るか、かつ／または終了／中断し得る事象の包括的でないリストである：
（１）測定された温度が最高温度閾値（例えば、約７０〜約８５℃）を超える。
（２）測定された温度から導出された平均温度が平均温度閾値（例えば、約６５℃）を超える。
（３）測定された温度の変化率が、変化率閾値を超える。
（４）発電機２６が非ゼロ出力を有する間、ある期間にわたる温度上昇が、最小温度変化閾値を下回る。エネルギー供給要素２４と動脈壁との間の接触不良が、かかる状態を引き起こし得る。
（５）測定されたインピーダンスが、インピーダンス閾値（例えば、＜２０オームまたは＞５００オーム）を超えているか、またはその外部である。
（６）測定されたインピーダンスが相対閾値（例えば、インピーダンスが開始値つまり基準値から減少し、次いで、この基準値を超える）を超えている。
（７）測定された電力が電力閾値（例えば、＞８ワットまたは＞１０ワット）を超えている。
（８）電力供給の測定された継続期間が時間閾値（例えば、＞１２０秒）を超えている。
好都合に、本技術に従って腎神経調節治療中に供給される最大電力の大きさは、例えば、心臓組織焼灼を行うために、電気生理学治療で利用される電力レベル（例えば、約１５ワットより大きい、約３０ワットより大きい電力レベルなど）に比較して、相対的に低い（例えば、約１５ワット未満、約１０ワット未満、約８ワット未満など）可能性がある。かかる腎神経調節を行うために比較的低い電力レベルが利用され得るので、エネルギー供給要素および／または非標的部位を、電力供給中に所望の温度以下で（例えば、約５０℃以下で、または約４５℃以下で）維持するために必要な血管内輸液注入の流速および／または総量も、例えば、電気生理学治療で使用されるさらに高い電力レベル（例えば、約１５ワット上回る電力レベル）で必要とされ得るよりも比較的低い可能性がある。能動冷却が使用される実施形態では、血管内輸液注入の流速および／または総量における相対的減少が、好都合に、より高い電力レベルが禁忌であり得るより高いリスクの患者グループ内における血管内輸液の使用を容易にし得、従って、それに応じてより高い輸液の速度／量が利用される（例えば、心臓疾患、心不全、腎不全、および／または糖尿病の患者）。
Ｃ．治療の技術的評価
図２１は、本技術の実施形態に従って構成された治療アルゴリズム２１８０のブロック図である。アルゴリズム２１８０は、システム１０（または別の適切な治療システム）のオペレータにフィードバックを提供するため、治療における事象を評価し、治療の技術的成功の可能性を判断し、それに応じてメッセージを表示するように構成されている。治療が、準最適な技術成功の所定の可能性を有すると判断される場合、治療が予期した通りに進まなかったことを示すメッセージが表示され得る。代替実施態様は、治療を、１〜５のスケールでの成功の可能性など、いくつかの範囲の成功の可能性に分類できる。同様に、ある実施態様では、アルゴリズム２１８０は、治療が、より高い可能性の成功カテゴリ、非常に低い可能性の成功カテゴリ、またはその間のどこかに属するかを評価できる。
治療を特性化し、治療の評価においてアルゴリズム２１８０によって使用され得る変数は、時間（すなわち、治療期間）、電力、温度における変化、最高温度、平均温度、血流、温度またはインピーダンスの標準偏差、インピーダンスにおける変化、またはこれらもしくは他の変数の組合せを含むが、それらに限定されない。例えば、変数の一部または全部は、治療データ２１８２としてアルゴリズム２１８０に提供され得る。アルゴリズム２１８０のこの全般的な記述では、治療データ２１８０は、段階的もしくは一連の基準２１８４の異なるカテゴリまたは程度に基づき、評価され得る。基準２１８４の１つを考慮した治療データ２１８２の好ましい評価は、治療が許容可能または成功であったことを示すメッセージの表示（ブロック２１８６）という結果となり得る。基準２１８４を考慮して許容可能であると分かる治療データ２１８２の失敗は、次の評価基準２１８４に落とされる治療データという結果になり得る。
図示した実施形態では、基準２１８４の全てを考慮して許容可能であると分かる治療データの失敗は、図示した分析および採点ステップ２１８８など、実行されている追加の評価という結果となり得る。分析および採点ステップ（例えば、スコア２１９０）の出力が評価され得る（ブロック２１９２）。この評価２１９２に基づき、治療が許容可能と見なされ得、対応する画面が表示され（ブロック２１８６）、または、許容可能でなければ、治療が予期した通りに進まなかったことを示す画面２１９４が表示される。さらに別の実施形態では、アルゴリズム２１８０は、治療が予期した通りに進まなかったという表示に応答した、自動行動（例えば、エネルギー源に供給される電力レベルの自動低下など）を含むことができる。
図２１は、治療評価アルゴリズムの一般化および単純化した実施態様を示すが、図２２は、治療評価アルゴリズム２２００の一実施形態のより詳細な例を示す。治療評価アルゴリズム２２００は、治療の完了（ブロック２２０２）に続いて計算され得、それは、（図示するように）１２０秒長または何らかの他の適切な期間であり得、治療過程にわたって導出されたデータおよび／または測定値を使用する。
図示した実施形態では、おそらく、電極が血管壁と一貫して接触していない場合に、理想的とは言えない治療が生じる可能性が大きいと考えられる。結果として、流れ図内の判断ブロック２２０４、２２０６、２２０８、および２２１０が、異なる基準と関連付けられ、完了した治療過程にわたって観察または測定されたデータ２２０２に基づき、１つまたは複数の基準が事前に決定された範囲外である（すなわち、成功の高い可能性を有していない）と思われる治療を排除する。図示した実施形態では、判断ブロック２２０４、２２０６、２２０８、および２２１０で排除されない治療は、治療をさらに評価するために、線形判別分析（ＬＤＡ）２２１２に入る。他の実施形態では、図示したＬＤＡの代わりに、他の適切な分析が実行され得る。各ステップに割り当てられる値（すなわち、それぞれの基準による評価）およびＬＤＡで使用される係数２２１４は、いくつかの治療から収集されたデータ、および／または動物実験から得られた経験から導出できる。
図示した実施形態では、第１の判断ブロック２２０４は、最初の１５秒間での平均温度の変化が１４℃より大きいか否かをチェックすることにより、エネルギー供給への最初の温度応答を評価する。一実施形態では、平均温度は、短時間（例えば、３秒）にわたる平均を指し、それは、本質的に、拍動血流によって生じる高頻度での大きな変動をフィルタ処理する。理解されるように、治療電極における温度上昇は、組織から電極へ伝導している熱の結果である。電極が血管壁と十分に接触していなければ、エネルギーが、その周辺を流れる血液に供給され、電極の温度がちょうどそれだけ上昇しない。これを考慮に入れて、最初の１５秒間における平均温度の変化が、例えば、１４℃より大きい場合、この最初の温度応答は、少なくとも治療の開始において、十分な電極接触、接触力、および／または血流速度を示し得、また、残りの治療の間に、予期した通りに治療が進まなかったという表示に遭遇しなければ、治療が最適ではなかったか、または技術的に失敗したという高い可能性はない。それ故、判断ブロック２２０４での肯定応答は、「治療が完了した」というメッセージ２２２０が表示される結果となる。しかし、最初の１５秒間における平均温度の変化が、例えば、１４℃以下の場合、この最初の温度応答は、電極が血管壁と十分に接触していなかった可能性があることを示し得る。従って、判断ブロック２２０４での否定応答は、さらなる評価のために基準２２０６に進む結果となる。
判断ブロック２２０６で、最高平均温度が、例えば、５６℃より高いか否かをチェックすることにより、最高温度が評価される。継続期間に関わらず、閾値レベルを超える温度上昇（例えば、５６℃）は、技術的成功を可能にするのに十分であり得る。従って、閾値を上回る温度は、判断ブロック２２０４で、温度の初期上昇が十分な接触を示していなかったという事実にもかかわらず、成功した損傷成形を示すのに十分であり得る。例えば、電極が、最初は十分に接触していなかったかも知れないが、その後、電極内の温度センサーが５６℃以上を示すように、少なくとも血管壁を加熱するのに十分な期間、接触することができた。判断ブロック２２０６での肯定結果は、「治療が完了した」というメッセージ２２２０が表示されるという結果となる。しかし、判断ブロック２２０６での否定結果は、最高平均温度が十分に上昇しなかったことを示す。アルゴリズム２２００は、従って、さらなる評価のために判断ブロック２２０８に進む。
判断ブロック２２０８で、電力がその最大量で維持されている期間中に（すなわち、上昇期間が平均計算から除外される）、平均温度が評価される。一実施形態では、この評価は、４５秒〜１２０秒の期間中、平均リアルタイム温度が５３℃を上回るか否かの判断から成る。このように、この基準は、温度がある期間中、閾値を超えていたか否かを判断するためにチェックする。判断ブロック２２０８で肯定判断が生じると、初期温度応答および最高平均温度が技術的成功を示すには不十分であった（すなわち、判断ブロック２２０４および２２０６が失敗した）という事実にもかかわらず、最後の７５秒間中の平均温度が、十分な期間の十分な接触を示す。例えば、十分な損傷が作成されたが、電極から熱を奪う高い血流があるので、電極で測定された最高平均温度が５６℃以下であった可能性がある。従って、判断ブロック２２０８での肯定結果は、「治療が完了した」というメッセージ２２２０が表示されるという結果となる。しかし、判断ブロック２２０８での否定結果は、維持された電力段階における平均リアルタイム温度が十分でなかったことを示し、アルゴリズム２２００は、治療のさらなる評価のために判断ブロック２２１０に進む。
判断ブロック２２１０で、所定の期間中（例えば、４５秒〜１１４秒）のインピーダンス変化の割合が、初期のインピーダンスの所定の値（例えば、１４％）より大きいか否かをチェックすることにより、インピーダンスにおける変化が評価される。初期のインピーダンスが、治療の開始の直後に（例えば、６秒後に）、この期間の前にインピーダンス測定における（例えば、コントラスト注入に起因した）起こり得る読み誤りを除外するために、インピーダンスとして決定される。理解されるように、組織が、そのインピーダンスが上昇し始める点において、それを乾燥させるのに十分なだけ加熱されるまで、組織温度が上昇するので、高周波（ＲＦ）電流に対する組織のインピーダンスは減少する。従って、組織インピーダンスにおける減少は、組織温度における上昇を示すことができる。維持された電力段階にわたるリアルタイムインピーダンスの変化率は、以下のように計算され得る：
Figure 2013540563
 判断ブロック２２１０で肯定判断が生じると、以前の３つの判断ブロックが、十分な温度の上昇があったことを示していなかった（すなわち、判断ブロック２２０４、２２０６、および２２０８が失敗した）という事実にもかかわらず、インピーダンスにおける変化は、組織が十分に加熱されたが、電極内の温度センサーが十分に上昇しなかったことを示し得る。例えば、超高速の血流は、たとえ組織が加熱されていても、電極温度を比較的低いままにし得る。従って、判断ブロック２２１０での肯定結果は、「治療が完了した」というメッセージ２２２０が表示されるという結果となる。しかし、判断ブロック２２１０での否定結果は、アルゴリズム２２００が、ＬＤＡ ２２１２を実行するために進むという結果となる。
ＬＤＡ ２２１２で、各事象に対する重要性のレーティングに従って、事象の組合せが評価される。図示した実施形態では、例えば、判断ブロック２２０４、２２０６、２２０８、２２１０で評価される基準がＬＤＡ ２２１２に含まれる。さらに、この実施態様では、次の３つの追加の基準が含まれ得る：（１）平均温度の標準偏差（呼吸によって生じた滑り運動の程度の表示を提供できる）；（２）リアルタイム温度の標準偏差（可変の血流および／または接触力および／または断続的な接触の表示を提供できる）；および（３）治療の終わりでの平均インピーダンスにおける調整された変化（インピーダンスにおける変化をさらに特性化でき、組織の温度における変化の表示を提供できる）。この分析で、変数の組合せが技術的成功の低下に著しい影響を与える（例えば、判断ブロック２２２２で、ＬＤＡスコア＜０）と判断される場合、「予期しない治療」というメッセージ２２２４が表示される。そうでなければ、「治療が完了した」というメッセージ２２２０が表示される。
前述した様々なパラメータは、アルゴリズム２２００の一実施形態に関連した代表的な例に過ぎず、これらのパラメータの１つまたは複数が他の実施形態では変わり得ることが理解されるであろう。さらに、治療の特定部分に関連して前述した特定の値が、例えば、異なる装置構成、電極構成、治療プロトコルなどに基づき、他の実施形態では、変更／変化され得る。
前述したように、アルゴリズム２２００は、治療を評価し、治療が完了したこと、あるいは、治療が予期した通りに進まなかったことを示すメッセージを表示するように構成される。治療の評価を記述するメッセージに基づき、臨床医（または、自動化技術を使用するシステム）は、次いで、さらなる治療が必要であり得るか否か、および／または１つもしくは複数のパラメータが以降の治療で変更されるべきか否かを決定できる。前述した例では、例えば、アルゴリズム２２００は、治療が最善ではないかどうかを判断するのを助けるため、電極と血管壁との間の接触不良に概ね関連したいくつかの状況を評価し得る。例えば、接触不良は、電極が患者の呼吸および動脈運動につれて前後に摺動する場合、患者が動いて電極がずれた場合、カテーテルが不注意に動いた場合、カテーテルが電極と血管壁との間に十分な接触もしくは接触力を印加するのに必要な程度まで偏向されていない場合、ならびに／または電極が不安定な位置に配置されている場合に生じ得る。さらに、前述したように、特定のパラメータまたはパラメータのセットが、最善ではない治療に寄与し得たか、またはそのような結果をもたらし得た場合、システム１０（図１）は、臨床医に、以降の治療中に１つまたは複数の治療パラメータを変更するように警告するために、フィードバックを提供できる。治療のかかる評価およびフィードバックは、臨床医が、より良い接触を得る配置技法を改善し、技術的に不成功な治療の頻度を減らす方法を習得するのを助けると期待される。
Ｄ．高温状態に関連したフィードバック
前述は、治療の技術的成功の一般化した評価の説明であるが、システム１０のオペレータに対して使用され得る別の形式のフィードバックは、特定のタイプの患者または治療状態に関連したフィードバックである。例えば、システム１０は、高温状態に関連したメッセージを生成し得る。特に、エネルギーが供給されている間の治療中に、組織温度は、指定されたレベルを超えて上昇し得る。電極内またはその近辺に位置付けられた温度センサー（例えば、熱電対、サーミスタなど）は、電極内の温度の表示および、ある程度、組織温度の表示を提供する。電極は、エネルギーが組織に供給される際に直接熱くならない。代わりに、組織が加熱され、熱が電極およびその電極内の温度センサーに伝導する。一実施態様では、システム１０は、リアルタイム温度が事前に定義した最高温度（例えば、８５℃）を超えて上昇すると、エネルギー供給を停止し得る。このような場合、システムは、高温状態を示すメッセージを生成し得る。しかし、状況に応じて、臨床医による異なる動作が適切であり得る。
組織が熱くなりすぎると、設定された温度閾値を超え得る。高い組織温度の含意は、動脈の深刻な収縮または動脈壁の隆起が生じ得ることである。これは、高温の発生が指摘され、メッセージが生成された後、直後または短時間内（例えば、約５０秒〜約１００秒）に起こり得る。かかる状況が生じた場合、臨床医は、別の治療を開始する前に、収縮または隆起に注意するために、治療部位を撮像するように指示され得る。
図２３は、例えば、本技術の実施形態に従って、高温状態が検出される場合に、オペレータフィードバックを提供するためのアルゴリズム２２５０を示すブロック図である。一実施態様では、アルゴリズム２２５０は、高温状態に応じて実行され（ブロック２２５２）、高温状態が、突発的な不安定性を含んだ状況を伴っていたか、または伴っていなかったかを判断するために、治療からのデータを評価する（判断ブロック２２５４）。突発的な不安定性は、例えば、患者またはカテーテルの突発的な動きによって生じ得、それによって、電極が血管壁にさらに強く押し込められ（すなわち、接触力が増加される）、それは、別の場所への移動も伴い得る。判断ブロック２２５４で突発的な不安定性が検出されない場合には、高温が検出されているという表示、および部位が損傷しているか否かを判断するために治療部位を撮像する指示など、第１のメッセージが表示され得る（ブロック２２５６）。判断ブロック２２５４で突発的な不安定性が検出される場合には、高温発生の表示および臨床医への治療部位の撮像指示に加えて、電極がその元の位置から移動している可能性も示し得る、代替メッセージが表示され得る（ブロック２２５８）。かかるフィードバックは、臨床医に、以前の画像と比較し、元の位置または電極が移動している位置のいずれか上で再度治療するのを回避するように促し得る。
Ｅ．高インピーダンスに関連したフィードバック
高温と同様に、ある状況では、システム１０（図１）は、高インピーダンスの発生に関連したメッセージを生成し得る。理解されるように、治療電極から身体を通って分散戻り電極まで流れるＲＦ電流に対するインピーダンスは、治療電極と接触している組織の特性の兆候を提供できる。例えば、腎動脈内の血流内に位置付けられた電極は、血管壁に接触している電極よりも低いインピーダンスを測定し得る。さらに、組織温度はそのインピーダンス減少を増加させる。しかし、組織が熱くなりすぎると、それは乾燥し得、そのインピーダンスが増加し得る。治療中、組織が徐々に加熱されるので、インピーダンスが減少することが予期される。インピーダンスにおける著しい増加は、組織の乾燥または電極の移動などの望ましくない状況という結果となり得る。ある実施態様では、システム１０は、リアルタイムのインピーダンス上昇が、開始インピーダンスから事前に定義されたインピーダンスにおける最大変化よりも高ければ、エネルギー供給を停止するように構成され得る。
図２４は、例えば、本技術の実施形態に従って、高インピーダンス状態の発生に関するフィードバックをオペレータに提供するためのアルゴリズム２２７０を示すブロック図である。図示した実施形態では、アルゴリズム２２７０は、治療からのデータを評価し、高インピーダンス事象の検出（ブロック２２７２）が、（ａ）組織温度が高くて、乾燥が起こり得た、（ｂ）電極が移動した、または（ｃ）電極と血管壁が接触不良であったか、もしくは接触していなかった、という状態を伴う可能性があったか否かを判断する。アルゴリズム１７０は、データを評価して、ある場合には、これら３つの状態のどれが起こったかを判断し、それに応じて、３つのメッセージ２２７４、２２７６、または２２７８のうちの１つを表示する。
アルゴリズム２２７０の一実施形態によれば、高インピーダンスを検出する（ブロック２２７２）と、治療中の最高平均温度が評価される（判断ブロック２２８０）。この温度がある閾値（例えば、約６０℃以上）を上回っていれば、高インピーダンスが高組織温度に貢献し得、乾燥という結果になる。この場合、メッセージ２２７４が表示され得、臨床医に収縮または隆起をチェックし（すなわち、治療部位を撮像する）、同じ位置を再度治療するのを回避するように指示する。逆に、温度が閾値（例えば、６０℃以下）を下回っている場合、アルゴリズム２２７０は、判断ブロック２２８２に進む。
図示した実施形態では、判断ブロック２２８２で、アルゴリズム２２７０は、電力が比較的低い場合、高インピーダンス事象が治療の初期（例えば、エネルギー供給の最初の２０秒間）に発生したか否かを評価する。そうである場合、組織温度が高かった可能性は低く、電極が最初は接触不良であったか、もしくは接触しておらず、その後、より良い接触を確立して、インピーダンスの急上昇を引き起こした可能性の方が高い。この場合、メッセージ２２７６が表示され得、臨床医に、より良い接触を確立しようと試み、同じ部位で治療を繰り返すように指示する。しかし、事象が治療の後期（例えば、２０秒以上が経過した）で発生した場合、アルゴリズム２２７０は判断ブロック２２８４に進む。
判断ブロック２２８４では、アルゴリズム２２７０は、治療中、高インピーダンス事象がいつ生じたかを評価する。例えば、所定の期間（例えば、４６秒）の後、事象が生じた場合、電力が高レベルに達すると、アルゴリズムが判断ブロック２２８６に進む。しかし、電力が増加されていて、その最大ではないとき（例えば、２０秒と４５秒の間）に当該事象が生じた場合、アルゴリズムは判断ブロック２２８８に進む。
判断ブロック２２８６で、アルゴリズム２２７０は、指定された時間（例えば、４５秒）でのインピーダンスと比較した、高インピーダンス事象時におけるインピーダンスの変化率（％ΔＺ）を計算する。これは、電力が高レベルで維持される期間である。一実施形態では、インピーダンスにおける変化率は、以下のように計算される：
Figure 2013540563
 ％ΔＺが所定の量（例えば、７％）以上であれば、高温のために組織が乾燥し始めている可能性があり得る。この場合、メッセージ２２７４が表示され得、臨床医に収縮または隆起をチェックし（すなわち、治療部位を撮像する）、同じ位置を再度治療するのを回避するように指示する。そうでなければ、組織乾燥はあまり起こりそうになく、電極が移動して高インピーダンス事象を引き起こした可能性の方が高い。この場合、メッセージ２２７４が表示され得、臨床医に、電極が移動している可能性があることを通知する。電極が移動しているか、または移動している可能性がある場合は、組織温度が高レベルに達した可能性は低い。結果として、別の治療を実行するための他の場所がないか、または限定されている場合、同じ位置での治療が行われ得ることが予期される。
判断ブロック２２８８で、アルゴリズム２２７０は、突発的な不安定性が生じたか否かを判断し得る。かかる不安定性が存在した場合、電極が移動した可能性がある。この場合、メッセージ２２７４が表示され得、臨床医に、電極が移動している可能性があることを通知する。前述したように、臨床医は、注意して、元の位置もしくは電極が移動した位置を治療するのを回避し得るか、または臨床医は、さらなる治療に利用可能な他の場所がないか、もしくは数が制限されている場合は、同じ位置で治療することを選択し得る。そうでなく、突発的な不安定性が生じなかった場合、電極が接触不良であった可能性の方が高い。この場合、メッセージ２２７６が表示され得、臨床医に、より良い接触を確立しようと試みること、および同じ部位の治療が安全であることを指示する。
高インピーダンス状態の検出と同じ目的は、代替測定値および計算を用いて達成できる。例えば、アルゴリズム２２７０のさらなる実施形態では、温度およびインピーダンスデータが、サンプルの時間間隔（例えば、２０秒）について取得される。さらに短い時間間隔（例えば、１．５秒おき）で、インピーダンスおよび温度データの標準偏差が計算される。間隔に対する第１の標準温度が、最初の時間間隔における温度の標準偏差で割った温度の標準偏差として計算される。インピーダンス測定値の標準偏差が、事前に決定された値（例えば、１０オーム）より大きいかまたは等しく、かつ、第１の標準温度が事前に決定された閾値（例えば、３）よりも高い場合、アルゴリズム２２７０はメッセージ２２７６を表示でき、電極の接触不良を示す。しかし、インピーダンス測定値の標準偏差が許容可能な範囲外であるが、第１の標準温度が許容可能な範囲内であれば、メッセージ２２７８が表示されて、臨床医に電極の不安定性があることを警告する。
アルゴリズム２２７０のさらなる実施形態によれば、（例えば、図１のカテーテル１２の治療領域２２上に位置付けられた）２つ以上の電極２４のインピーダンスは、独立したインピーダンス測定値を提供できる。治療装置２２の治療部位（例えば、腎動脈内）への送達中、電極２４のインピーダンス測定値は、通常、脈管構造の解剖学的構造に起因して異なり、カテーテル１２が最も抵抗の少ない経路に従うので、脈管構造における屈曲はしばしば、腎動脈の１つの壁にだけ接触するようにカーブする。いくつかの実施形態では、治療用アセンブリ２２が治療のために適切な位置になると、治療用アセンブリ２２は、腎動脈壁の部分の周辺表面全体に接触するように周囲に拡張できる。この拡張は、複数の電極２４を腎動脈壁と接触して配置できる。治療用アセンブリ２２が治療構成に拡張され、電極２４が腎動脈壁とさらに強く接触されるので、個々の電極２４のインピーダンス値が増加され、かつ／または同じ値に近づき得る。良好に安定して接触すると、インピーダンス値の変動も前述したように減少する。エネルギー発生器２６は、個々のインピーダンス値を頻繁に、または連続的に監視できる。値は、次いで、成功治療の兆候として、接触がいつ効果的に行われたかを判断するために比較できる。さらなる実施形態では、インピーダンスの移動平均は、安定性測定値を導くために制限が設定されたインピーダンス値の変動性の事前に決定された範囲と比較できる。
Ｆ．血管収縮に関連したフィードバック
さらなる実施形態では、システム１０は、血管収縮の発生に関連したメッセージを生成し得る。特に、治療が送達されている間に、血管が、最善ではない直径に収縮し得る。収縮した血管は、血流の低下、治療部位の温度上昇、および血圧の上昇を引き起こし得る。血管収縮は、リアルタイム温度データの振幅（「エンベロープ」）をサンプリングすることにより測定できる。現在のエンベロープは、取得した以前のエンベロープサンプル（例えば、２００ｍｓ前）と比較できる。現在のエンベロープと以前の時点のエンベロープとの間の差が事前に決定された値（例えば、−０．５℃未満、または、言い換えれば、以前の時点におけるエンベロープ値と比較した現在のエンベロープ値において、０．５度未満の低下がある）より小さければ、測定値が将来の時点（例えば、５秒後）で取得される。将来の時点と現在の時点での平均温度の差が、所与の温度閾値（例えば、１℃以上）よりも大きい場合、アルゴリズム２５００は、望ましくない高レベルの収縮が存在していると判断し得、エネルギー供給を停止／変更できる。このような場合、システム１０は、高収縮状態を示すメッセージを生成し得る。しかし、状況により、臨床医による異なる動作が適切であり得る。
図２５は、例えば、本技術の実施形態に従って、高度の血管収縮が検出されたときに、オペレータにフィードバックを提供するためのアルゴリズム２５００を示すブロック図である。一実施態様では、アルゴリズム２５００が、高収縮レベル（例えば、ある直径以下に収縮した血管）に応じて実行され（ブロック２５０２）、高収縮レベルが突発的な不安定性を含む状況を伴っていたか、伴っていなかったかを判断するために、治療からのデータを評価する（判断ブロック２５０４）。突発的な不安定性の兆候は、電極２４が移動したことを示すことがある。
判断ブロック２５０４で突発的な不安定性が検出されない場合は、高収縮レベルが検出されているという表示および臨床医への治療電力を低下する指示など、第１のメッセージが表示され得る（ブロック２５０６）。さらなる実施形態では、検出された収縮レベルに応じて、エネルギーレベルが自動的に変更され得る。判断ブロック２５０４で突発的な不安定性が検出される場合は、高収縮レベルの発生を示すことおよび臨床医への指示に加えて、電極２４がその元の位置から移動している可能性も示し得る、代替メッセージが表示され得る（ブロック２５０８）。かかるフィードバックは、臨床医に治療を変更または停止するように促し得る。
Ｇ．心臓因子に関するフィードバック
１．異常心拍数に関するフィードバック
上述の他の生理学的状態と同様に、特定の状況において、システム１０は異常心拍数の発生に関するメッセージを生成し得る。特に、治療が提供されている間に心拍数は望ましい状況を超えるか、または下回り得る（例えば、一時的な治療手続き上の徐脈または慢性の徐脈）。瞬時心拍数は実時間温度およびインピーダンスを測定することにより判定され得る。さらに詳細には、実時間温度測定は例えば２次バターワースフィルタを用いて０．５Ｈｚおよび２．５Ｈｚの間でフィルタされ得る。フィルタされた信号の極大値が判定される。極大値は実温度信号の検出されたピークである。瞬時心拍数は、信号ピークが心周期における周期的変化に対応するため、ピーク間の間隔である。
１つの実装において、システム１０は、心拍数が望ましい範囲から逸脱すると、エネルギー供給を停止／変更し得る。係る場合において、システムは不良心拍数状態を示すメッセージを生成し得る。一方、状況に応じて、臨床医による異なる動作が適切となり得る。
図２６Ａは、例えば、本技術の１つの実施形態に係る異常心拍数状態の検出時においてフィードバック／命令をオペレータに提供するためのアルゴリズム２６００を示すブロック図である。１つの実装において、例えば、アルゴリズム２６００は異常心拍数状態（例えば、予め決定された閾値超過または未満）（ブロック２６０２）に応答して実行され得る。判定ブロック２０６４において、アルゴリズム２６００は、検出された異常心拍数状態が突発的不安定を含んだ状況に関連したものかどうかを判定するために、治療からのデータを評価する。突発的不安定の表示は電極の移動を示し得る。
突発的不安定が判定ブロック２６０４において検出されない場合、異常心拍数が検出されたことの表示および治療出力の低下を臨床医に対して命じる命令等の第１メッセージが臨床医に表示され得る（ブロック２６０６）。さらなる実施形態において、エネルギーレベルは検出された不良心拍数に応答して自動的に変更され得る。突発的不安定が判定ブロック２６０４において検出された場合、異常心拍数発生の表示と臨床医に対する命令に加えて電極が本来の部位から移動した可能性も示し得る代替的メッセージが表示され得る（ブロック２６０８）。係るフィードバックは治療の変更または停止を臨床医に対して促し得る。
２．低血流に関するフィードバック
システム１０は低血流状態に関するメッセージも生成するよう構成され得る。例えば、血液流が治療の間に一定レベルを下回った場合（または血管が不都合に狭い場合）、対流熱が電極２４から取り除かれ組織表面が低下される。過度に高い組織温度は、血栓症、炭化、信頼に値しない損傷寸法、その他等の上述の否定的な結果を生じ得る。組織が許容されない温度に達することを防ぐために生成装置２６からの出力を低下させることにより損傷深さは不十分となり得、神経は十分な切除温度にまで加熱され得ない。１つのアルゴリズムが血流または血流への熱損失を測定するために用いられ得る。１つの実施形態において、血流は腎動脈内で別のカテーテル上にまたは治療用カテーテル１２上に留置された流量計またはドップラセンサを用いて測定され得る。他の実施形態において、熱損失また熱減衰は、血液温度、組織温度、または基質温度を上昇させるためにエネルギー（例えばＲＦエネルギー）を供給することにより測定され得る。エネルギーは切断され得、アルゴリズムは熱減衰の尺度として温度を監視することを含み得る。急速な熱減衰は十分な血流を表し得る一方、漸進的な熱減衰は低血流を表し得る。例えば、１つの実施形態において、アルゴリズム２６１０は、開始温度に対する実時間温度測定の傾斜が所定の閾値（例えば、２．７５）を越え平均温度が所定温度（例えば、摂氏６５度）を越える場合、低血流を示し得る。さらなる実施形態において、熱減衰および／または血流は、ＲＦまたは抵抗熱を供給する電極の温度振動を測定することにより、特徴付けられ得る。所与の温度または出力供給振幅／強度において、狭い振動範囲は比較的低い熱減衰／血流を示し得る。
図２６Ｂは、例えば、本技術の１つの実施形態に係る低血流状態の発生時においてフィードバック／命令をオペレータに提供するためのアルゴリズム２６１０を示すブロック図である。１つの実装において、アルゴリズム２６１０は検出された低血流状態（例えば、所定の閾値未満の血流）（ブロック２６１２）に応答して実行され得る。ブロック２６１４において、アルゴリズム２６１０は、低血流状態が突発的不安定を含んだ状況に関連したものかどうかを判定するために治療からのデータを評価する。突発的不安定が判定ブロック２６１４において検出されない場合、低血流が検出されたことの表示および治療出力の低下を臨床医に対して命じる命令等の第１メッセージが臨床医に表示され得る（ブロック２６１６）。突発的不安定が検出される場合、低血流発生の表示と臨床医に対する命令に加えて電極が本来の部位から移動した可能性も示し得る代替的メッセージが表示され得る（ブロック２６１８）。上述のように、係るフィードバックは治療の変更または停止を臨床医に対して促し得る。
さらなる実施形態において、血流値または熱減衰値が典型的閾値または所定閾値より低い場合、エネルギー供給アルゴリズム２６１０は、血流を改善するために、治療の条件またはカテーテルの１つまたは複数の特性を自動的に変更することを含み得る。例えば、１つの実施形態において、アルゴリズム２６１０は、連続的エネルギーを提供することよりもむしろエネルギー供給要素２６４に提供されるエネルギーをパルス化することにより、低血流に応答し得る。係るパルス化により、より低い血流は、熱をより適切に組織表面から取り除くことが可能となる一方で、神経を取り除くために十分に深い損傷が形成される。
他の実施形態において、アルゴリズム２６１０は、２０１１年４月２６日に出願された国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０３３４９１号および２０１０年８月３０日に出願された米国特許出願第１２／８７４，４５７号においてさらに詳細に説明されるように電極を冷却することにより低血流に応答することを含み得る。上述の出願の全体は参照することにより本明細書に援用される。
さらなる実施形態において、アルゴリズム２６１０は、その領域への血流の手動増加を要求することにより低血流に応答し得る。例えば、非閉塞性バルーンを腹部大動脈内で膨張させると、それにより腎動脈内の圧力および血流が大きくなる。バルーンは治療用カテーテル上に組み込まれてもよく、または別のカテーテル上に組み込まれてもよい。
Ｈ．フィードバックディスプレイ
図２７Ａおよび図２７Ｂは、本技術の態様にしたがって構成された代表的な生成器ディスプレイスクリーンを示すスクリーンショットである。図２７Ａは、例えば、治療の間の強化されたインピーダンス追跡のためのディスプレイスクリーン２７００である。ディスプレイ２７００は、選択された時間的期間（例えば１００秒）にわたって実時間でインピーダンス測定値を追跡するグラフィカルディスプレイ２７１０を備える。このグラフィカルディスプレイ２７１０は、例えばインピーダンスの瞬時追跡および履歴追跡の両方をオペレータに提供するために周期的間隔で更新される動的なローリングディスプレイであり得る。ディスプレイ２７１０は、現在のインピーダンスならびにインピーダンスに対する標準偏差表示２７２２を有するインピーダンスディスプレイ２７２０も備え得る。１つの実施形態において標準偏差表示２７２２は、この表示値が１０を越えると点滅するよう構成される。係る表示は、測定に影響を与える造影剤注入の警告をオペレータに対して与えるか、または電極が不安定であることをオペレータに警告し得る。造影剤注入の表示に関するさらなる情報は以下に説明される。
図２７Ｂは、例えばオペレータに対する付加的情報を有する他の代表的ディスプレイスクリーン２７３０である。この例において、ディスプレイスクリーン２７３０は、オペレータに造影剤注入の警告を行い、システムが、開始前に造影剤除去（例えば、造影剤が除去されるまで約１秒から２秒の間ＲＦを無効にする）を待機中であることを警告するよう構成される。他の実施形態において、ディスプレイスクリーン２７３０は、他の警告メッセージ（例えば、「電極不安定の可能性」、その他）を提供するよう構成され得る。上述のディスプレイスクリーン２７１０および２７３０において提供される付加的情報は、ＲＦがＯＮになる前の接触判定を改善することと、治療の効率および効力を改善することとが期待される。
図２７Ａおよび図１０Ｂを参照して上述した付加的情報は、本明細書において説明されるアルゴリズムまたは他の好適なアルゴリズムを用いて生成され得る。１つの実施形態において、例えば、１つのアルゴリズムは、ＲＦがＯＮになる前の間、造影剤注入／安定性に対して継続的にチェックし得る。電極が安定であり１秒を越えて造影剤が存在しない場合、基準線インピーダンスＺは１秒間の平均インピーダンスＺに等しく設定される。１つの特定事例において、実時間インピーダンスは、１秒ウィンドウ内の平均インピーダンス値の２つの標準偏差と比較される。他の特定事例において、実時間インピーダンスは一定数と比較され得る（例えば、標準偏差が１０より大きいかどうかが判定される）。さらに他の事例において、他の処置が用いられ得る。
実時間インピーダンス測定値がこの範囲内である場合、メッセージは表示されない。しかし、実時間インピーダンスが平均値の２つの標準偏差内にない場合、電極は不安定（すなわち、ずれ、移動、その他）であり得、図２７Ａおよび図２７Ｂを参照して上記で説明したメッセージ（単数または複数）のうちの１つまたは両方が使用者に表示され得る（例えば、「造影剤除去待機中」、「電極不安定の可能性」）。例えば、造影剤注入検出のために、インピーダンスの標準偏差に加えて、アルゴリズムは、実時間温度が開始時体温未満に変移することを探すために、実時間温度測定値の標準偏差を考慮に入れるよう構成され得る。温度変移を遮断するための正確な値は異なり得る。１つの特定の事例において、システムは、実時間温度の低下を伴うインピーダンスの増加（例えば、標準偏差が１０を越える）が存在する場合、システムは造影剤検出事象をフラグし、「造影剤除去待機中」メッセージがオペレータに表示されるよう、構成される。一方、その他の事例において、他のアルゴリズムおよび／または範囲が、造影剤注入事象および／または電極安定性を判定するために用いられ得る。さらに、いくつかの実施形態において、システムは、係るメッセージを臨床医に表示することなく、検出された状態に基づいて様々な治療パラメータを修正／調節し得る。
VII．開示された装置およびシステムの配布、輸送、および販売用の包装済みキット
図２８において示されるように、図１において示されるシステム１０の１つまたは複数の構成要素は、顧客／臨床オペレータへの簡便な供給および顧客／臨床オペレータによる簡便な使用のために、互いに包装され得る。包装に好適な構成要素は、治療装置１２、治療装置１２をエネルギー生成装置２６に接続するためのケーブル２８、中性電極または分散電極３８、および１つまたは複数のガイドカテーテル（例えば、腎臓ガイドカテーテル）を含む。ケーブル２８は、両方の構成要素が互いに包装されるよう治療装置１２に一体化されてもよい。各構成要素が専用の無菌包装（無菌化を必要とする構成要素に対して）を有してもよく、または構成要素がキット包装内に専用の無菌化区画を有してもよい。このキットは、技術的製品特徴をオペレータに提供する使用に関する逐次的指示２８０、およびシステム１０ならびに治療装置１２を使用するための操作指示も含み得る。なお、この操作指示には、本明細書において開示される治療装置１２の挿入、送達、留置、および使用に関する全方法が含まれる。
VIII．開示される技術の付加的臨床使用
本技術の特定の実施形態は、腎血管（例えば、腎動脈）内からの求心性および／または遠心性の神経伝達をブロックするために少なくとも部分的に患者の腎臓の除神経を行うことに関するものであるが、本明細書において説明される装置、方法、およびシステムは他の血管内治療に対しても用いられ得る。例えば、上述のカテーテルシステムまたは係るシステムの選択された態様は他の末梢血管に留置され得る。その結果として、これらの他の末梢血管に近接する神経を変更することにより神経調節効果を得るためのエネルギーおよび／または電場が供給されることとなる。神経が多数存在する領域の傍らに沿って標的臓器に至る、大動脈から発生するいくつかの動脈血管が存在する。これらの神経にアクセスして調節するためにこれらの動脈を利用することは、いくつかの疾患状態において明らかな治療的可能性を有し得る。いくつかの事例は、腹腔動脈、上腸間膜動脈、および下腸間膜動脈を包囲する神経を含む。
腹腔動脈として知られる動脈血管に近接するかまたは包囲する交感神経は、胃、小腸、腹腔血管、肝臓、胆管、胆嚢、膵臓、副腎、および腎臓を神経支配するために、腹腔神経節を通って腹腔動脈の分岐に従い得る。これらの神経全体を調節すること（または選択的調節により部分的に調節すること）は、糖尿病、膵炎、肥満症、高血圧、肥満症に関連する高血圧、肝炎、肝腎症候群、胃潰瘍、胃運動障害、過敏性腸症候群、およびクローン病等の自己免疫疾患を含むがこれらに限定されない状態の治療を可能にし得る。
腹下腸間膜動脈として知られる動脈血管に近接するかまたは包囲する交感神経は、結腸、直腸、膀胱、生殖器官、および外生殖器を神経支配するために、下腸間膜動脈神経節 を通って下腸間膜動脈の分岐に従う。これらの神経全体を調節すること（または選択的調節により部分的に調節すること）は、胃腸運動障害、大腸炎、尿閉、過活動膀胱、失禁、不妊症、多嚢胞性卵巣症候群、早漏、勃起不全、性交疼痛、および膣痙を含むがこれらに限定されない状態の治療を可能にし得る。
動脈アクセスおよび受けられる治療が本明細書において提供されてきたが、本開示の装置、方法、およびシステムは、末梢静脈内から、またはリンパ管内から、治療を提供するためにも用いられ得る。
IX．関連する解剖学および生理学の付加的討論
以下の記述は関連する患者の解剖学および生理学に関するさらなる詳細を提供する。このセクションは、関連する解剖学および生理学についての上述の説明を補遺および拡張することと、本開示の技術および腎除神経に関連する治療的利点についての付加的背景知識を提供することと、を意図するものである。例えば、上述のように、腎血管系のいくつかの特性は、血管内アクセスを介して腎神経調節を行うための治療装置の設計および関連する方法についての情報を提供し得、係る装置に対する特定の設計要件を課し得る。特定の設計要件は、腎動脈にアクセスすること、係る装置のエネルギー供給要素と腎動脈の内腔表面または壁部との間の安定接触状態を支援すること、および／または神経調節装置を用いて腎神経を効果的に調節すること、を含み得る。
交感神経系（ＳＮＳ：Ｓｙｍｐａｔｈｅｔｉｃ Ｎｅｒｖｏｕｓ Ｓｙｓｔｅｍ）は、腸壁内神経系および副交感神経系とともに自律神経系のうちの１つの神経系である。交感神経系は常に基底レベル（交感神経緊張と称される）にて活動し、ストレス時においては、より活発となる。神経系の他の部分と同様に、交感神経系は一連の相互接続されたニューロンを通して作用する。交感神経ニューロンは、その多くが中枢神経系（ＣＮＳ：ｃｅｎｔｒａｌ ｎｅｒｖｏｕｓ ｓｙｓｔｅｍ）内に存在するが、末梢神経系（ＰＮＳ：ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｎｅｒｖｏｕｓ ｓｙｓｔｅｍ）の一部であるとしばしばみなされる。脊髄（ＣＮＳの一部とみなされる）の交感神経ニューロンは一連の交感神経節を介して末梢交感神経ニューロンと情報伝達を行う。神経節内において、脊髄の交感神経ニューロンはシナプスを通して末梢交感神経ニューロンに接合する。脊髄交感神経ニューロンはしたがってシナプス前（または節前）ニューロンと称され、その一方で末梢交感神経ニューロンはシナプス後（または節後）ニューロンと称される。
交感神経節内のシナプスにおいて、節前交感神経ニューロンは、節後ニューロン上でニコチン性アセチルコリン受容体と結合しこの受容体を活性化する化学伝達物質であるアセチルコリンを放出する。この刺激に応答して節後ニューロンは原則的にノルアドレナリン（ノルエピネフリン）を放出する。長期間の活性は副腎髄質からのアドレナリンの放出を誘発する。
ひとたび放出されると、ノルエピネフリンおよびエピネフリンは末梢組織上でアドレナリン受容体に結合する。アドレナリン受容体と結合することにより、ニューロン応答およびホルモン応答が生じる。その生理学的徴候は、瞳孔拡張、心拍数増加、一時的嘔吐、および血圧亢進を含む。汗腺のコリン作動性受容体の結合により、発汗過多も見られる。
交感神経系は生体における多数の恒常的機序の上方調節および下方調節を担当する。ＳＮＳからの神経繊維は、ほぼすべての臓器系における組織を神経支配するものであり、瞳孔径、消化管運動性、および排尿等の多様な事象に対して少なくともいくつかの調節機能を提供する。この応答は、副腎髄質で終端する節前交感神経繊維（または他のすべての交感神経繊維）がアセチルコリンを分泌し、それによりアドレナリン（エピネフリン）の分泌と、より低い程度のノルアドレナリン（ノルエピネフリン）の分泌とが活性化されるため、身体の交感神経副腎応答（ｓｙｍｐａｔｈｏ−ａｄｒｅｎａｌ ｒｅｓｐｏｎｓｅ）としても知られる。したがって、主に循環系に作用するこの応答は、交感神経系を通って伝達される刺激を介して直接的に、および副腎髄質から分泌されるカテコールアミンを介して間接的に、仲立ちされる。
科学的観点においては、ＳＮＳは、一般に自動調節システムすなわち意識的思考の介在なしに作用するシステムとみなされる。交感神経系が身体の活動を準備することを担当するため、交感神経径が原始的な有機体において生存を維持するために作用したことを、数名の進化論提唱者は示唆する。係る活動準備の１例は起床前の時間にあり、この時間においては、交感神経が活動準備のために自発的に流出する。
１．交感神経鎖
図２９において示されるように、ＳＮＳは、脳が身体と情報伝達を行うことを可能にする神経ネットワークを提供する。交感神経は、中間帯外側細胞柱における脊髄の中間部（すなわち側角）に向かって脊椎の内側に端を発し、脊髄の第１胸随に始まって第２腰髄または第３腰髄まで延在すると考えられる。その細胞が脊髄の胸部および腰部に始まるため、ＳＮＳは胸腰部の流出を有すると言われる。これらの神経の軸索は前細根／根を通って脊髄から出る。軸索は脊髄（知覚）神経節の近傍を通り、そこで軸索は脊髄神経の前枝に入る。しかし体細胞神経支配とは異なり、軸索は、脊柱の傍らで延在する脊椎傍神経節（脊椎の近傍に存在する）または脊椎前神経節（大動脈分岐部の近傍に存在する）のいずれかに接続する白交通枝を通って速やかに分岐して出る。
標的臓器および腺に到達するために、軸索は身体内で長い距離を走ることとなり、これを行うために、多数の軸索はシナプス伝達により第２の細胞へとメッセージを中継する。軸索の端部は空間すなわちシナプスを横断して第２の細胞の樹枝状結晶にリンクする。第１の細胞（シナプス前細胞）はシナプス間隙を越えて神経伝達物質を送り、シナプス間隙において、神経伝達物質は第２の細胞（シナプス後細胞）を活性化させる。このようにメッセージは最終到達点へと搬送される。
ＳＮＳおよび末梢神経系の他の構成要素において、これらのシナプスは神経節と呼ばれる部位において作られる。その繊維を送る細胞は節前細胞と呼ばれる一方、その繊維が神経節を出る細胞は節後細胞と呼ばれる。上述のように、ＳＮＳの節前細胞は脊髄の第１胸随（Ｔ１）と第３腰髄（Ｌ３）との間に配置される。節後細胞はその細胞体を神経節内に有し、その軸索を標的臓器または腺に送る。
神経節は交感神経幹のみではなく頚神経節（上頚神経節、中頚神経節、および下頚神経節）も含み、頚神経節は交感神経繊維を頭部器官および胸部器官と腹腔神経節および腸間膜動脈神経節（これらは交感神経繊維を消化管に送る）とに送る。
２．腎臓の神経支配
図３０において示されるように、腎臓は、腎動脈と密接に関連付けられた腎神経叢ＲＰにより神経支配される。腎神経叢ＲＰは、腎動脈を包囲する自律神経叢であり、腎動脈の外膜内に埋め込まれる。腎神経叢ＲＰは、腎臓本体に到達するまで腎動脈に沿って延在する。腎神経叢ＲＰに寄与する繊維は、腹腔神経節、上腸間膜動脈神経節、大動脈腎動脈神経節、および大動脈神経叢から生じる。腎神経叢ＲＰは、腎神経とも呼称されるものであり、主に交感神経成分から構成される。腎臓の副交感神経支配はない（または存在したとしてもごくわずかである）。
節前ニューロン細胞体は脊髄の中間帯外側細胞柱に配置される。節前軸索は、脊椎傍神経節（シナプスを形成しない）を通過した後に小内臓神経、最小内臓神経、第１腰内臓神経、第２腰内臓神経となり、腹腔神経節、上腸間膜動脈神経節、および大動脈腎動脈神経節に走る。節後ニューロン細胞体は、腹腔神経節、上腸間膜動脈神経節、および大動脈腎動脈神経節を出て、腎神経叢ＲＰに走り、腎血管系に分配される。
３．腎臓交感神経の神経活動
メッセージは双方向の流れでＳＮＳを通る。遠心性メッセージは身体の異なる部分における変化を同時に誘起する。例えば、交感神経系は心拍を加速し、気管支気道を拡げ、大腸の運動性（動き）を減少させ、血管を収縮させ、食道における蠕動を増加させ、瞳孔拡張と立毛（鳥肌）および蒸散（発汗）を生じさせ、血圧を上昇させる。求心性メッセージは、身体における様々な器官および感覚受容器からの信号を他の器官、特に脳に運ぶ。
高血圧、心不全、および慢性腎臓病は、ＳＮＳ、特に腎交感神経系の長期活性化に起因する多数の疾患状態のうちのいくつかである。ＳＮＳの長期活性化はこれらの疾患状態の進行を駆動する不適応応答である。レニン・アンギオテンシン・アルドステロン系（ＲＡＡＳ：ｒｅｎｉｎ−ａｎｇｉｏｔｅｎｓｉｎ−ａｌｄｏｓｔｅｒｏｎｅ ｓｙｓｔｅｍ）の薬剤管理は、ＳＮＳの活動過剰を低下させることに関しては、長期間を要するアプローチであると同時にいくらか非効果的なアプローチである。
上述のように、腎交感神経系は、実験上および人体上の両方において、高血圧の複雑な病態生理、体液量過剰（ｖｏｌｕｍｅ ｏｖｅｒｌｏａｄ）の状態（例えば、心不全）、および進行性腎臓病の主要な要因であると特定されてきた。腎臓から血漿へのノルエピネフリンの溢流を測定するために放射性トレーサ希釈方法論を採用する研究は、本態性高血圧を有する患者における腎ノルエピネフリン（ＮＥ）溢流率の上昇を明らかにした。なお、係るＮＥ溢流率の上昇は、若い高血圧の被術者に対して特に該当するものであり、早期高血圧において典型的に見られ、高い心拍数、心駆出量、および腎血管抵抗により特徴付けられる血液動態プロファイルと一致する。本態性高血圧が一般に神経原性であり、しばしば顕著な交感神経系の活動過剰により伴われることが、現在知られている。
心腎交感神経活動の活性化は、心不全において、係る患者群における心臓および腎臓から血漿へのＮＥ溢流の過剰な増加により示されるように、さらにより顕著である。全般的な交感神経活動、糸球体濾過量、および左室駆出率には無関係である鬱血性心不全を有する患者の全原因死亡率および心臓移植における腎交感神経活性化の強力な否定的予測値を示す最新の実証はこの概念と一致する。これらの発見は、腎交感神経刺激を低下させるよう設計された治療計画が心不全を有する患者の生存を改善する可能性を有するという概念を支持する。
慢性腎臓病および末期腎臓病の両方は高い交感神経活性化により特徴付けられる。末期腎臓病を有する患者における中央値を越えるノルエピネフリンの血漿レベルは、全原因死亡および心血管病に起因する死亡の両方を予測することが示されている。これは糖尿性腎症または造影剤腎症を煩う患者に対しても成り立つ。疾患性腎臓に由来する知覚求心性信号がこの患者群において高い中枢交感神経流出を惹起および維持することに主に寄与し、それにより高血圧、左室肥大、心室性不整脈、突然心臓死、インスリン抵抗性、糖尿病、およびメタボリック症候群等の慢性的交感神経活動過剰の周知である有害な結果の発生が支援されることを示唆する有力な証拠が存在する。
（i）腎交感神経遠心性活動
腎臓への交感神経は血管、傍糸球体装置、および尿細管で終端する。腎交感神経の刺激は、レニン放出を高め、ナトリウム（Ｎａ＋）再吸収を高め、腎血流を低下させる。腎機能の神経調節のこれらの要素は高い交感神経緊張により特徴付けられる疾患状態において顕著に刺激され、高血圧の患者における血圧上昇に明らかに寄与する。腎交感神経の遠心性刺激の結果としての腎血流および糸球体濾過量の低下は、心腎症候群における腎機能の失調の基盤となる可能性が高く、一般に患者の臨床状態および治療とともに変動する臨床経過を有する慢性心不全の進行性合併症としての腎機能障害である。遠心性腎交感神経刺激の結果を阻害するための薬理的ストラテジは、中枢作用交感神経薬と、ベータ受容体遮断薬（レニン放出の低下を意図する）と、アンジオテンシン変換酵素の阻害薬および受容体遮断薬（レニン放出に起因するアンジオテンシンIIの活動およびアルドステロンの活性化を遮断することを意図する）と、利尿薬（腎交感神経が介在するナトリウムおよび水分貯留に対抗することを意図する）と、を含む。しかし、現在の薬理学的ストラテジは、制限された効能、法令遵守問題、副作用、その他を含む著しい制限を有する。
（ii）腎知覚求心性神経の活動
腎臓は、腎知覚求心性神経を介して中枢神経系の内蔵構造との情報伝達を行う。いくつかの形態の「腎損傷」は知覚求心性信号の活性化を含み得る。例えば、腎虚血、拍出量もしくは腎血流の低下、またはアデノシン酵素の増加は、求心性神経伝達の活性化を誘起し得る。図３１Ａおよび図３１Ｂにおいて示されるように、この求心性情報伝達は、腎臓から脳へ、または一方の腎臓から他方の腎臓への（中枢神経系を介しての）伝達であり得る。これらの求心性信号は中枢統合性であり、高い交感神経流出を提供し得る。この交感神経の駆動は腎臓に向けられ、それにより、ＲＡＡＳが活性化され、高いレニン分泌、ナトリウム貯留、体液貯留、および血管収縮が誘発される。中枢交感神経の活動過剰は、心臓および末梢血管系等の交感神経により神経支配される他の臓器および身体構造にも強い影響を及ぼし、その結果として、交感神経活性化に関する上述の有害な効果が生じ、係る効果のいくつかの側面は血圧上昇にも寄与する。
したがって生理学は、（i）遠心性交感神経を有する組織の調節が不適切なレニン放出、塩貯留、および腎血流の低下を低下させるであろうこと、および（ii）求心性知覚神経を有する組織の調節が、視床下部後部ならびに反対側腎に対するその直接的効果を通して、高血圧および他の疾患状態への全身的寄与を低下させるであろうこと、を示唆する。求心性腎除神経の中枢血圧降下効果に加えて、心臓および血管系等の交感神経により神経支配される様々な他の臓器への中枢交感神経流出の望ましい低下も期待される。
Ｂ．腎除神経の付加的臨床利益
上述のように、腎除神経は、高血圧、メタボリック症候群、インスリン抵抗性、糖尿病、左室肥大、慢性末期腎臓病、心不全時の不適切な水分貯留、心腎症候群、および突然死等の全体的なおよび特定の腎交感神経活動により特徴付けられるいくつかの臨床症状の治療において価値あるものとなり得る。求心性神経信号の低下は交感神経緊張／駆動の全身的低下に寄与するため、腎除神経は全身的交感神経活動亢進に関連する他の症状の治療においても有用となり得る。したがって、腎除神経は、図２９において特定されるものを含む交感神経により神経支配される他の臓器および身体構造にも恩恵をもたらし得る。例えば、上述のように、中枢交感神経駆動における低下は、メタボリック症候群およびII型糖尿病を有する人々を苦しめるインスリン抵抗性を低下させ得る。加えて、骨粗鬆症を有する患者も、交感神経が活性化されることにより腎除神経を伴う交感神経駆動の交感神経駆動の下方調節から恩恵を受け得る。
Ｃ．腎動脈への血管内アクセスの達成
本技術によれば、左および／または右の腎動脈に密接に関連付けられた左および／または右の腎神経叢ＲＰの神経調節は、血管内アクセスを通して達成され得る。図３２Ａにおいて示されるように、心臓の収縮により移動される血液は心臓の左心室から大動脈により搬送される。大動脈は胸郭を通って下降し、左および右の腎動脈に分岐する。腎動脈の下方で、大動脈は左および右の腸骨動脈において二叉に分岐する。左および右の腸骨動脈はそれぞれ左脚および右脚を通って下降し、左および右の大腿動脈に連結する。
図３２Ｂにおいて示されるように、血液は静脈に集まり、大腿静脈を通って腸骨静脈および下大静脈に入り、心臓へと戻る。下大静脈は左および右の腎静脈に分岐する。腎静脈の上方で、下大静脈は心臓の右心房に血液を搬送するために上昇する。右心房から、血液は右心室を通って肺に噴出され、肺の内部で酸素が送り込まれる。肺から、酸素が送り込まれた血液は左心房に搬送される。左心房から、酸素が送り込まれた血液は左心室により大動脈に戻される。
後により詳細に説明されるように、大腿動脈は、鼠径靱帯の中間点のちょうど下方にある大腿三角の基部においてアクセスおよびカニューレ挿入され得る。カテーテルがこのアクセス部位を通して経皮的に大腿動脈に挿入され、腸骨動脈および大動脈を通され、左腎動脈および右腎動脈のいずれかに配置され得る。これは、それぞれの腎動脈および／またはその他の腎血管への最小限に侵襲的なアクセスを提供する血管内経路を含む。
手首、上腕、および肩領域は、カテーテルを動脈系に導入するための他の場所を提供する。例えば、橈骨動脈、上腕動脈、または腋窩動脈のカテーテル挿入は選択された場合において利用され得る。これらのアクセスポイントを介して導入されたカテーテルは、標準的な血管造影技術を用いて、左側の鎖骨下動脈を通し（または右側の鎖骨下動脈および腕頭動脈を介し）、大動脈弓を通し、下行大動脈を下降して、腎動脈に送られ得る。
Ｄ．腎血管系の特性および特徴
左および／または右の腎神経叢ＲＰの神経調節は本技術にしたがって血管内アクセスにより達成され得るため、腎血管系の特性および特徴は、係る腎神経調節を行うための装置、システム、および方法の設計に制限を課し得、および／または係る設計に関する情報を提供し得る。これらの特性および特徴のうちのいくつかは、時間を越えて患者個体群内および／または特定の患者内で、ならびに、高血圧、慢性腎臓病、血管疾患、末期腎臓病、インスリン抵抗性、糖尿病、メタボリック症候群、その他等の疾患状態に応答して、変動し得る。これらの特性および特徴は、本明細書において説明されるように、手順の効力および血管内装置の特定の設計について関連性を有し得る。注目する特性は、例えば、物質／機構的、空間的、流体力学／血流力学的、および／または熱力学的な特性を含み得る。
上述のように、カテーテルは、最小限に侵襲的な血管内経路を介して、左腎動脈または右腎動脈のいずれかに経皮的に進められ得る。しかし、例えばカテーテルを用いて日常的にアクセスされるいくつかの他の動脈と比較して腎動脈はしばしば極度に蛇行し、直径が比較的小さく、および／または、長さが比較的短いため、最小限に侵襲的な腎動脈アクセスは困難となり得る。さらに、腎動脈アテローム硬化症は、多数の患者、特に心血管病を有する患者において一般的である。腎動脈の解剖学的構造も患者毎に顕著に変動し得、そのために最小限に侵襲的なアクセスがさらに複雑なものとなってしまう。顕著な患者毎の変動は、例えば、相対的なねじれ、直径、長さ、および／またはアテローム性プラーク付着量の他にも、腎動脈が大動脈から分岐する取り出し角においても、見られ得る。血管内アクセスを介して腎神経調節を行うための装置、システム、および方法は、腎動脈に最小限に侵襲的にアクセスするとき、腎動脈の解剖学的構造に関する上記の側面および他の側面と、患者個体群内におけるその変動とを、考慮に入れるべきである。
腎動脈アクセスを複雑化させることに加えて、腎臓の解剖学的構造の詳細は、神経調節装置と腎動脈の内腔表面または壁面との安定接触状態の確立も複雑化してしまう。神経調節装置が電極等のエネルギー供給要素を備える場合、整合的配置およびエネルギー供給要素により血管壁に印加される適切な接触力は予測可能性のために重要である。しかし、誘導は、腎動脈内の空間が狭いために、および腎動脈のねじれのために、妨げられてしまう。さらに、整合的接触を確立することは、患者の動き、呼吸、および／または心周期により複雑化される。なぜなら、これらの要因は大動脈に対する腎動脈の顕著な動きを生じさせ得、心周期は腎動脈を一時的に膨張させ（すなわち、腎動脈の壁面を脈動させ）得るためである。
腎動脈にアクセスし神経調節装置と動脈の内腔表面との間の安定接触状態が支援された後でさえ、動脈の外膜の内部および周囲の神経が神経調節装置を介して安全に調節されなければならない。腎動脈内から熱的治療を効果的に加えることは、係る治療に関連する臨床的諸問題を鑑みると重要である。例えば、腎動脈の内膜および中膜は熱傷に対して極めて脆弱である。以下でより詳細に論じられるように、血管内腔をその外膜から隔てる内膜中膜複合体厚は、標的腎神経が腎動脈の内腔表面から数ミリメートルの距離にあることを意味し得る。血管壁を凍結または乾燥するまで冷却または加熱すること、または別様に望ましくない程度に達するまで影響を及ぼし得ることなく標的腎神経を調節するためには、十分なエネルギーが標的腎神経に供給され、または熱が標的腎神経から除去されなければならない。過度の加熱に関連する潜在的臨床問題は、腎動脈を通過する血流が凝固することに起因する血栓形成である。この血栓により腎梗塞が生じそれにより不可逆的損傷が腎臓に生じ得ることを鑑みると、腎動脈内からの熱的治療は細心の注意を払って加えられるべきである。したがって、治療の間に腎動脈内に存在する複雑な流体力学的状態および熱力学的状態、特に治療部位において熱伝達力学的影響を与え得る状態は、腎動脈内からエネルギを印加する（例えば熱エネルギを加える）際に、および／または組織から熱を除去する（熱的状態を冷却する）際に、重要となり得る。
神経調節装置は、治療場所も臨床的効力に強い影響を及ぼすため、エネルギー供給要素が腎動脈内において調節可能に配置および再配置され得るようにも構成されるべきである。例えば、腎神経が腎動脈の周囲上に離間され得ることを鑑みると、腎動脈内から全周囲治療を加えることは魅力的であり得る。いくつかの状況において、おそらく連続的周囲治療に起因する全円周損傷は腎動脈狭窄に関連する可能性があり得る。したがって、本明細書において説明される網状構造によりおよび／または神経調節装置を複数の治療場所に再配置することにより、さらに複雑な損傷を腎動脈の長手方向寸法に沿って形成することは望ましい。しかし、周辺切除を形成することの恩恵が腎動脈腎動脈狭窄の可能性より重要であること、またはそのリスクが特定の実施形態を用いて、もしくは特定の患者において緩和され得ること、および周囲切除を形成することが目的であること、に注意すべきである。加えて、神経調節装置の可変的配置および再配置は、腎動脈が特にねじれた状況において、または腎動脈の主血管から分岐する血管枝が近位に存在し、そのために特定場所における治療が困難となる状況において、有用であることが明らかであろう。腎動脈内において装置を操作する際には装置により腎動脈上に加えられる機械的損傷についても考慮すべきである。例えば挿入、操作、湾曲部の切り抜け、その他による動脈内における装置の動きは、切開、穿孔、内膜の露出、または内弾性膜の分裂に寄与し得る。
腎動脈を通る血流は、臨床的諸問題が最小または皆無である状態で、短期間一時的に閉塞されてもよい。しかし、かなりの時間にわたる閉塞は虚血等の腎臓に対する損傷を防ぐために避けるべきである。閉塞を完全に避けること、または閉塞が実施形態にとって有益である場合に閉塞の期間を例えば２〜５分間に限定することは、有益であり得る。
（１）腎動脈の干渉、（２）血管壁に対する整合的かつ安定的な留置、（３）血管壁にわたる治療の効果的な適用、（４）複数の治療場所が可能となるよう治療装置を配置すること、ならびに場合により再配置すること、および（５）血流閉塞を回避または制限すること、の上述の問題に基づいて、注目する腎血管系の様々な独立的特性および従属的特性は、例えば（ａ）血管直径、血管長さ、内膜中膜複合体厚、摩擦係数、ならびにねじれ、（ｂ）血管壁の膨張性、剛性、ならびに弾性係数、（ｃ）収縮期、拡張終期のピーク血流速度、ならびに平均収縮期−拡張期ピーク流速度、平均／最大容積血液流、（ｄ）血管壁治療部位および／または放射熱伝達後の、血液および／または血管壁の比熱容量、血液および／または血管壁の熱伝導率、および／または血流の熱伝導率、（ｅ）呼吸、患者の動き、および／または血流の拍動性により誘発される大動脈に対する腎動脈の動き、および（ｆ）大動脈に対する腎動脈の取り出し角、を含む。これらの特性は腎動脈に関してより詳細に説明されるであろう。しかし、腎神経調節を行うために利用される装置、システム、および方法に応じて、腎動脈の係る特性も、設計特徴について案内および／または制限し得る。
上述のように、腎動脈内に配置された装置は腎動脈の幾何学的形状に順応すべきである。腎動脈血管直径ＤRAは通常２〜１０ｍｍの範囲内にあり、患者個体群のうちの大多数は、約４ｍｍ〜約８ｍｍの範囲のＤRAを有し、その平均は約６ｍｍである。大動脈／腎動脈接合部における小孔とその遠位側分岐との間の腎動脈血管長さＬRAは通常は約５〜７０ｍｍの範囲内にあり、患者個体群のうちの大部分は約２０〜５０ｍｍの範囲にある。標的である腎神経叢は腎動脈の外膜内に埋め込まれているため、内膜中膜複合体厚ＩＭＴ（すなわち、動脈の内腔表面から標的神経構造を含む外膜までの径方向外向きの距離）も注目すべきであり、一般に約０．５〜２．５ｍｍの範囲にあり、その平均は約１．５ｍｍである。特定の治療深さは標的神経繊維に到達するにあたり重要であるが、治療は、腎静脈等の標的ではない組織および解剖学的構造を回避するために、深く（例えば、腎動脈の内側壁部から５ｍｍを越える）なりすぎてはならない。
注目され得る腎動脈の付加的特性は、呼吸および／または血流の拍動性により誘発される大動脈に対する腎臓の動きの度合いである。腎動脈の遠位端に配置される患者の腎臓は、呼吸運動とともに頭蓋方向に４インチ（約１０．２ｃｍ）も動き得る。これにより、大動脈および腎臓を接続する腎動脈に顕著な動きが生じ、その結果として、呼吸サイクルの間において熱的治療要素と血管壁との間の接触を保持するために剛性と柔軟性との特異的な均衡が神経調節装置に対して要求されることとなる。さらに、腎動脈と大動脈との間の取り出し角は患者間で著しく変動し得、１人の患者においても例えば腎臓の動きにより動的に変動し得る。取り出し角は一般に約３０度〜１３５度の範囲にあり得る。
X．結論
本技術の様々な実施形態に関する上述の説明は、網羅的であることを意図するものではなく、または本技術を上記に開示された正確な形態に限定することを意図するものでもない。本技術に関する特定の実施形態および事例は、例示目的のために上記で説明されたものであるが、様々な等価である修正例が、当業者が認識するように、本技術の範囲内で可能である。例えば、ステップが所与の順序で提示されているが、代替的な実施形態においては異なる順序でステップが実行され得る。本明細書において説明される様々な実施形態は、さらなる実施形態を提供するために組み合わせられ得る。
本技術の特定の実施形態について例示目的のために本明細書において説明してきたことは上述の内容から明らかであろう。しかし、周知の構造および機能については、本技術の実施形態の説明を不必要に不明瞭化させないために、図示および説明を割愛してきた。文脈上許される限り、単数または複数の用語はそれぞれ複数または単数の用語を含み得る。
さらに、「または」という用語が２つ以上の項目の一覧を参照して他の項目から単一項目のみを排他的に意味するよう明示的に限定されない限り、係る一覧における「または」の使用は（ａ）当該一覧中における任意の単一項目、（ｂ）当該一覧中における項目の全部、または（ｃ）当該一覧中における項目の任意の組合せを含むものとして解釈されるべきである。加えて、「〜を含む」という用語は、同一特徴および／または追加的種類の他の特徴が除外されないよう、少なくとも挙げられた特徴（単数または複数）を含むことを意味するものとして本明細書全体を通して用いられる。特定の実施形態が例示の目的のために本明細書において説明されてきたが、様々な修正例が本技術から逸脱することなく可能であることも理解されるであろう。さらに、本技術の特定の実施形態に係る特定の実施形態に関連する特長がこれらの実施形態の文脈で説明されてきたが、他の実施形態もまた係る特長を示し得、本技術の範囲に含まれるすべての実施形態が必ずしも係る特長を示すとは限らない。したがって、開示される関連の技術は、本明細書において明示的に図示または説明されない他の実施形態も含み得る。
本開示は１つまたは複数の以下の付記により定義され得る。
１．
近位部分と、遠位部分と、中央内腔とを有しかつ長手方向軸に沿って延在する長尺状の可撓管状部材であって、
前記管状部材の壁部において、前記長手方向軸に対して実質的に直交する複数のスロットを備える、前記遠位部分における屈折領域、および
前記屈折領域に近接し、前記屈折領域と前記長尺状の管状部材の前記近位部分の遠位端との間の方向付け領域であって、管状部材の前記壁部において、前記長手方向軸に対して実質的に直交する複数のスロットを備える方向付け領域
を備え、
前記屈折領域が前記長手方向軸に沿って略直線状に延在する第１状態と、
前記屈折領域が略螺旋形状構造を備え、管状部材の前記近位部分の前記遠位端が、前記螺旋の内部を通して、狙いを定められるよう前記方向付け領域がエルボー形状を有する、第２状態と、
の間で選択的に変形可能である、管状部材と、
前記屈折領域により坦持されかつ少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を備える複数のエネルギー供給要素であって、前記管状部材が前記第２状態にあるとき前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素は前記長手方向軸の周りで軸方向および径方向に互いに対して離間する、エネルギー供給要素と、
前記可撓管状部材の動きを前記第１状態と前記第２状態との間で制御するために前記管状部材に動作可能に係合する制御部材と、
を備えるカテーテル装置。
２．
前記第２状態において、前記屈折領域は前記長手方向軸に対して略平行である螺旋軸を画成し、前記螺旋軸の周りに前記螺旋構造は前記螺旋構造の複数の回転と螺旋直径とを画成するために回転し、前記螺旋構造は、螺旋長さを画成するために前記螺旋軸に沿って離間する遠位端および近位端を有する、付記１に記載のカテーテル装置。
３．
前記方向付け領域は、前記管状部材が前記第２状態にあるとき前記螺旋軸を前記長手方向軸に対して実質的に軸方向に整列させるよう構成され、前記方向付け領域の前記スロットは、前記屈折領域の前記スロットから前記長手方向軸の周りで径方向に偏位する、付記２に記載のカテーテル装置。
４．
前記螺旋形状構造は、末梢血管の壁部に係合するための少なくとも２つの接触点を画成するために少なくとも２つの回転を有する、付記２に記載のカテーテル装置。
５．
前記屈折領域の前記スロットは、前記管状部材に沿って互いに対して略平行である長尺状屈折スロットであり、前記屈折スロットは前記管状部材の前記壁部を完全に通って延長し、
前記方向付け領域の前記スロットは、前記管状部材に沿って互いに対して略平行である長尺状方向付けスロットであり、前記方向付けスロットは前記管状部材の前記壁部を完全に通って延在する、
付記１に記載のカテーテル装置。
６．
前記方向付け領域における前記方向付けスロットのそれぞれの中心点は前記管状部材の長さに沿って延在する第１進行軸に沿って離間し、
前記屈折領域における前記屈折スロットのそれぞれの中心点は、前記管状部材の長さに沿って延長しかつ前記第１進行軸から前記長手方向軸の周りで径方向に偏位する第２進行軸に沿って離間する、
付記５に記載のカテーテル装置。
７．
前記第１状態において、
前記第１進行軸は前記長手方向軸に対して実質的に平行であり、
前記第２進行軸は前記長手方向軸に平行である線に対して約０．５度（０．５°）の角度を画成する、
付記６に記載のカテーテル装置。
８．
前記第１状態において、
前記第１進行軸は前記長手方向軸に対して実質的に平行であり、
前記第２進行軸は前記長手方向軸に平行である線に対して約２度（２°）の角度を画成する、
付記６に記載のカテーテル装置。
９．
前記第１状態において、前記第１進行軸は、前記長手方向軸に平行である線に対して約４５度（４５°）と９０度（９０°）との間の角度を画成する、付記６に記載のカテーテル装置。
１０．
前記屈折領域および前記方向付け領域のうちの少なくとも１つにおける前記複数のスロットは、約３００度の角度にわたり前記縦軸の周りに円周方向に伸長された少なくとも１つの開口部を備える、付記１に記載のカテーテル装置。
１１．
前記少なくとも１つの開口部は約０．０４インチ（１．０２ｍｍ）のアーク長さを画成する、付記１０に記載のカテーテル装置。
１２．
前記少なくとも１つの開口部は、中心領域と、前記中心領域の周囲にかつ前記中心領域に連続して配置される２つの端部領域とを有し、前記中心領域および前記２つの端部領域は、それぞれが前記長手方向軸の方向に延在する前記開口部の幅を画成し、前記２つの端部領域により画成される幅は前記中心領域に画成される幅よりも大きい、付記１０に記載のカテーテル装置。
１３．
前記２つの端部領域のそれぞれは実質的に円形である、付記１２に記載のカテーテル装置。
１４．
前記２つの端部領域のそれぞれおよび前記中心領域は実質的に長方形であり、前記２つの端部領域は前記長手方向軸に対して平行に長尺状であり、前記中心領域は前記長手方向軸に対して垂直に長尺状である、付記１２に記載のカテーテル装置。
１５．
前記２つの端部領域のそれぞれは実質的に長方形であり、前記長手方向軸に対して平行に長尺状であり、前記中心領域は前記開口部を中心として円形部分を画成する、付記１２に記載のカテーテル装置。
１６．
前記屈折領域における前記複数のスロットは、３０個以下の屈折スロットを備え、前記個々の屈折スロットは約０．０３インチ（０．７６ｍｍ）から約０．０４インチ（１．０２ ｍｍ）の範囲の距離だけ互いから離間される、付記１に記載のカテーテル装置。
１７．
前記制御部材は前記中央内腔内に配置されたワイヤを備え、前記ワイヤは、前記ワイヤにおける張力を増加させることにより前記管状部材の前記屈折領域が前記第１状態と前記第２状態との間で選択的に変形されるよう前記管状部材の前記遠位部分に連結された第１端部分を有する、付記１に記載のカテーテル装置。
１８．
ハンドルアセンブリを前記管状部材の前記近位部分においてさらに備え、前記ワイヤの第２端部分は、前記ワイヤにおいて前記張力を印加するために前記ハンドルに動作可能に連結された、付記１７に記載のカテーテル装置。
１９．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記シャフト内に摺動可能に配置された制御ワイヤであって、前記シャフトの前記遠位部分において、または前記シャフトの前記遠位部分の近傍において、固定された制御ワイヤと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分における治療用アセンブリであって、少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素を備える、治療用アセンブリと、
を備え、
前記治療用アセンブリは、前記制御ワイヤを介して、
前記治療用アセンブリが中心軸の周りに約０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）以下の送達プロファイルを画成する、折畳構成と、
前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素がそれぞれ軸方向および径方向に前記中心軸に沿っておよび前記中心軸の周りで互いから離間する、拡張構成と、
の間で変形可能である、
カテーテル装置。
２０．
先端部材を前記長尺シャフトの前記遠位部分においてさらに備え、前記制御ワイヤは前記先端部材に連結され、前記先端部分は前記腎動脈における非外傷性挿入のために構成された、付記１９に記載のカテーテル装置。
２１．
前記シャフトの前記近位部分に配置されかつ前記制御ワイヤに動作可能に連結されたハンドルアセンブリをさらに備え、前記ハンドルアセンブリは、前記治療用アセンブリを前記折畳構成と前記拡張構成との間で遷移させるよう構成された、付記１９に記載のカテーテル装置。
２２．
前記遠位領域は、前記長尺シャフトの前記遠位部分に形成された複数のスロットを備え、前記スロットは、前記治療用アセンブリが前記折畳構成にあるとき互いに対して略平行であり前記中心軸に対して略直交する、付記１９に記載のカテーテル装置。
２３．
前記制御ワイヤは超高分子量ポリエチレンを含む、付記１９に記載のカテーテル装置。
２４．
前記遠領域はスロットを備え前記制御ワイヤは前記スロットに固定される、付記１９に記載のカテーテル装置。
２５．
コイルを前記遠位領域においてさらに備え前記制御ワイヤは前記コイルに固定される、付記１９に記載のカテーテル装置。
２６．
前記制御ワイヤの遠位端は結び目が作られ重合体物質でコーティングされた、付記１９に記載のカテーテル装置。
２７．
前記支持構造は
前記折畳構成における実質的な線形形状構造と、
前記中心軸に略平行である螺旋軸を形成する前記拡張構成における螺旋形状構造であって、螺旋形状構造は、螺旋形状構造の複数の回転および螺旋直径を画成するために前記螺旋軸の周りに回転し、螺旋形状構造は、螺旋長さを画成するために前記螺旋軸に沿って離間する遠位部分および近位部分を備える、螺旋形状構造と、
の間で変動するよう構成され、
前記制御ワイヤは、前記支持構造の動きを前記折畳構成と前記拡張構成との間で制御するために前記支持構造に動作可能に係合されるよう構成された、
付記１９に記載のカテーテル装置。
２８．
前記制御ワイヤは、前記螺旋軸に沿った前記制御ワイヤの軸方向平行移動が前記支持構造の動きを前記折畳構成と前記拡張構成との間で制御するよう、前記螺旋軸に沿って実質的に整列されかつ前記螺旋構造の前記遠位端に動作可能に連結された、付記２７に記載のカテーテル装置。
２９．
前記制御ワイヤの遠位方向の軸方向平行移動は、前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素の、前記中心軸からの径方向距離を減少させる、付記２８に記載のカテーテル装置。
３０．
前記制御ワイヤの前記遠位方向の軸方向平行移動は前記螺旋長さを増加させ前記螺旋直径を減少させる、付記２９に記載のカテーテル装置。
３１．
前記螺旋構造は前記制御ワイヤに対して回転するよう構成された、付記２７に記載のカテーテル装置。
３２．
前記制御ワイヤの軸方向平行移動を制限するために前記螺旋軸に沿って配置されたストップ部材をさらに備える、付記２７に記載のカテーテル装置。
３３．
前記制御ワイヤは中央内腔を備え、前記カテーテル装置は前記支持構造を前記腎動脈に沿った標的治療場所に配置するために前記中央内腔に配置されたガイドワイヤをさらに備える、付記２７に記載のカテーテル装置。
３４．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分における治療区域および前記治療区域を通って摺動可能に配置された制御部材と、
前記治療区域により坦持される複数のエネルギー供給要素と、
を備え、
前記治療区域および前記制御部材のうちの一方は予め形成された螺旋形状を備え、前記治療区域および前記制御部材のうちの他方は実質的にストレート形状を備え、
前記治療区域は、
実質的にストレートである送達構成と、
前記エネルギー供給要素を前記腎動脈の壁部との安定接触状態において配置するために、予め形成された螺旋形状を有する治療構成と、
の間で変形可能である
カテーテル装置。
３５．
前記治療区域は中央内腔を有する予め形成された螺旋部材を備え、
前記制御部材は前記中央内腔において受容されるよう構成されたストレート化部材を備える、
付記３４に記載のカテーテル装置。
３６．
前記治療区域は形状適合的な中央内腔を備え、
前記制御部材は、前記中央内腔において受容されるよう構成されかつ螺旋形状を前記治療セグメントに与えるよう構成された、予め形成された螺旋構造を備える、
付記３４に記載のカテーテル装置。
３７．
前記治療区域は第１剛性を有し、前記制御部材は前記第１剛性より大きい第２剛性を有する、付記３４に記載のカテーテル装置。
３８．
前記制御部材または前記治療区域のうちの少なくとも１つは形状記憶物質を含む、付記３４に記載のカテーテル装置。
３９．
前記治療区域が前記送達構成にあるとき前記制御部材または前記治療区域のうちの少なくとも１つを少なくとも部分的に包囲する伸縮自在な被覆をさらに備える、付記３４に記載のカテーテル装置。
４０．
前記治療区域において着脱可能に配置されかつ前記治療区域を前記腎動脈に送達するよう構成された送達ガイドワイヤをさらに備える、付記３４に記載のカテーテル装置。
４１．
前記長尺シャフトの前記遠位部分、前記治療区域、および前記エネルギー供給要素は、６フレンチガイドカテーテルまたはより小さいガイドカテーテルを介しての前記腎動脈への血管内送達のための寸法および構成を有する、付記３４に記載のカテーテル装置。
４２．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分の予め成形された区域であって、前記長尺シャフトおよび予め成形された区域は制御部材を受容するよう構成された中央内腔を備える、予め成形された区域と、
前記予め成形された区域により坦持される複数のエネルギー供給要素と、
を備え、
前記予め成形された区域は
前記制御部材が前記中央内腔内に配置された薄型構成と、
前記エネルギー供給要素を前記腎動脈の壁部との安定接触状態に配置するために、前記制御部材が前記予め成形された区域から少なくとも部分的に後退され、前記予め成形された区域が螺旋形状にある、拡張構成と、
の間で変形可能である、
カテーテル装置。
４３．
前記制御部材は前記中央内腔内において受容されるよう構成されたストレート化部材を備え、前記送達構成において、前記ストレート化部材は、薄型の略線形形状を前記長尺シャフトの前記遠位部分に与える、付記４２に記載のカテーテル装置。
４４．
前記予め成形された区域は自己展開式の螺旋構造を備える、付記４２に記載のカテーテル装置。
４５．
前記予め成形された区域を前記患者の前記腎動脈に送達するよう構成されたガイドワイヤをさらに備える、付記４２に記載のカテーテル装置。
４６．
前記ガイドワイヤは前記制御部材を備え、前記拡張構成において前記ガイドワイヤは前記予め成形された区域の前記中央内腔から少なくとも部分的に引き抜かれるかまたは取り出される、付記４５に記載のカテーテル装置。
４７．
前記予め成形された区域はニチノールケーブルを備える、付記４２に記載のカテーテル装置。
４８．
前記予め成形された区域は形状記憶物質から構成される、付記４２に記載のカテーテル装置。
４９．
前記予め成形された区域は螺旋形状を前記予め成形された区域に提供するよう構成された複数の外部支持体を備える、付記４２に記載のカテーテル装置。
５０．
前記長尺シャフトの前記遠位部分、前記予め成形された区域、および前記エネルギー供給要素は、６フレンチガイドカテーテルまたはより小さいガイドカテーテルを介しての前記腎動脈への血管内送達のための寸法および構成を有する、付記４２に記載のカテーテル装置。
５１．
前記予め成形された区域が前記薄型構成にあるとき前記予め成形された区域を少なくとも部分的に包囲する伸縮自在の被覆であって、前記患者の前記大動脈から前記腎動脈まで遷移的湾曲を形成するよう構成された、伸縮自在の被覆をさらに備える、付記４２に記載のカテーテル装置。
５２．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分における形状適合部分、および形状適合部分を通って配置された成形部材であって、形状適合部分は、
成形部材が前記中央内腔から取り出されたときの送達配置と、
成形部材が前記中央内腔内で受容されたときの治療配置と、
の間で移動可能である、形状適合部分および成形部材と、
前記形状適合部分により坦持される複数の電極と、
を備えるカテーテル装置。
５３．
前記形状適合部分を前記腎動脈に送達するよう構成された送達ガイドワイヤをさらに備える、付記５２に記載のカテーテル装置。
５４．
前記長尺シャフトは、
前記ガイドワイヤを受容するよう構成されたガイドワイヤ内腔、および
前記成形部材を受容するよう構成された制御部材内腔であって、前記ガイドワイヤ内腔および前記制御部材内腔は前記中央内腔に一体化される、制御部材内腔
を備える、付記５２に記載のカテーテル装置。
５５．
前記成形部材は螺旋構造を備える、付記５２に記載のカテーテル装置。
５６．
前記成形部材を少なくとも部分的に包囲する伸縮自在の成形部材被覆であって、前記形状適合部分が前記薄型配置にあるとき前記成形部材を略直線状化構成に圧縮するよう構成された成形部材被覆をさらに備える、付記５２に記載のカテーテル装置。
５７．
前記形状適合部分は第１剛性を有し、前記成形部材は前記第１剛性より大きい第２剛性を有する、付記５２に記載のカテーテル装置。
５８．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分における治療区域および前記治療区域に連結されかつ前記治療区域に対して摺動可能に移動可能である制御部材と、
前記治療区域により坦持される複数のエネルギー供給要素と、
を備え、
前記治療区域および前記制御部材のうちの一方は予め形成された螺旋形状を備え、前記治療区域および前記制御部材のうちの他方は実質的にストレート形状を備え、
前記治療区域および前記制御部材は、前記治療装置を薄型送達構成と前記予め形成された螺旋形状を有する拡張構成との間で変更させるために、互いに対して移動可能である、
カテーテル装置。
５９．
前記治療区域は中央内腔を有する予め形成された螺旋部材を備え、
前記制御部材は前記中央内腔において受容されるよう構成されたストレート化部材を備える、
付記５８に記載のカテーテル装置。
６０．
前記治療区域は形状適合的な中央内腔を備え、
前記制御部材は、前記中央内腔において受容されるよう構成されかつ螺旋形状を前記中央内腔に与えるよう構成された、予め成形された螺旋構造を備える、
付記５８に記載のカテーテル装置。
６１．
前記長尺シャフトの前記遠位部分、前記治療区域、および前記エネルギー供給要素は、６フレンチガイドカテーテルまたはより小さいガイドカテーテルを介しての腎動脈への血管内送達のための寸法および構成を有する、付記５８に記載のカテーテル装置。
６２．
前記治療区域が前記薄型送達構成にあるとき前記治療区域または前記制御部材のうちの少なくとも１つを少なくとも部分的に包囲する伸縮自在な被覆をさらに備える、付記５８に記載のカテーテル装置。
６３．
前記治療区域を通って着脱可能に配置されかつ前記形状適合部分を腎神経治療部位に送達するよう構成された送達ガイドワイヤをさらに備える、付記５８に記載のカテーテル装置。
６４．
中心軸と前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分とを有する治療用アセンブリであって、
少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
送達状態と設置状態との間で移動可能な成形可能領域であって、前記複数のエネルギー供給要素は成形可能領域により坦持される成形可能領域、
を備える、治療用アセンブリと、
前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素が制御部材の周りで軸方向および径方向に互いから離間するよう前記治療用アセンブリの少なくとも一部に動作可能に連結されかつ前記中心軸に沿って配置された制御部材であって、
制御部材が前記治療用アセンブリの前記遠位部分に対して近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記送達状態に置かれ、
制御部材が前記治療用アセンブリの前記遠位部分に対して遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記設置状態に置かれる、
制御部材と、
を備える、腎除神経により患者を治療するためのカテーテル装置。
６５．
前記制御部材は中央内腔を画成する管状部材を備え、前記中央内腔はガイドワイヤを受容するよう構成された、付記１に記載のカテーテル装置。
６６．
前記遠位部分においてガイドワイヤ内腔を有するシャフトをさらに備え、前記制御部材は、前記ガイドワイヤ内腔において摺動可能に受容され、前記治療用アセンブリに対して前進および後退するよう構成された、付記６４に記載のカテーテル装置。
６７．
前記治療用アセンブリは予め形成された螺旋構造を備える、付記６４に記載のカテーテル装置。
６８．
前記制御部材はスタイレットを備える、付記６４に記載のカテーテル装置。
６９．
少なくとも１つの内腔を画成する長尺管状シャフトと、
前記長尺シャフトの遠位側に配置された治療用アセンブリであって、治療用アセンブリは、中心軸を画成し、前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分を有し、
少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
送達配置と設置配置との間で移動可能な支持部材
を備える、治療用アセンブリと、
前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素が制御部材の周りで軸方向および径方向に互いから離間するよう前記治療用アセンブリの遠位部分に連結されかつ前記中心軸に沿って配置された制御部材であって、
制御部材が前記長尺シャフトに対して遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは送達配置に置かれ、
制御部材が前記長尺シャフトに対して近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは設置配置に置かれる、
制御部材と、
前記治療用アセンブリに連結されかつ前記治療用アセンブリの前記中心軸に沿って配置されたガイドアセンブリであって、ガイドワイヤの挿入および除去のために前記治療用アセンブリの前記近位部分において配置された開口部を有する管状部材を備える、ガイドアセンブリと、
を備えるカテーテル装置。
７０．
前記治療用アセンブリは前記内側部材の周りに配置された複数の螺旋部材を備える、付記６９に記載のカテーテル装置。
７１．
前記治療用アセンブリの前記送達配置は約０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）の送達プロファイルを画成する、付記６９に記載のカテーテル装置。
７２．
前記長尺シャフトの遠位端は、前記制御部材の近位端に収納されるための寸法および形状を有する、削られたまたは傾斜したノッチをさらに備える、付記６９に記載のカテーテル装置。
７３．
前記長尺シャフトは第１内腔および第２内腔を備え、前記制御部材は前記第１内腔内に摺動可能に配置され、複数のエネルギー供給要素リードは前記第２内腔内に配置された、付記６９に記載のカテーテル装置。
７４．
近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分において配置された、または前記遠位部分に隣接して配置された螺旋構造であって、薄型構成と配備構成との間で変動するよう構成された螺旋構造と、
前記螺旋構造に連合された少なくとも２つのエネルギー供給要素であって、前記腎動脈に沿った神経伝達を熱的に阻害するよう構成されたエネルギー供給要素と、
を備え、
前記２つのエネルギー供給要素は、前記配備構成において前記螺旋構造および前記エネルギー供給要素が０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）以下の送達プロファイルを画成するよう、前記螺旋構造の周りで固定され、
前記配備構成において前記螺旋構造の前記エネルギー供給要素は前記腎動脈の壁部に対して安定接触状態を保持するよう構成された、
腎神経の血管内調節のためのカテーテル装置。
７５．
前記螺旋構造を前記薄型構成と前記配備構成との間で変動させるために前記螺旋構造に対して移動可能である制御部材をさらに備える、付記７４に記載のカテーテル装置。
７６．
前記制御部材は中央内腔を画成し、前記中央内腔は、前記螺旋構造を前記患者の腎動脈内の標的場所に配置するためにガイドワイヤを受容するよう構成された、付記７４に記載のカテーテル装置。
７７．
前記薄型構成において前記螺旋構造を少なくとも部分的に包囲する送達被覆をさらに備える、付記７４に記載のカテーテル装置。
７８．
前記長尺シャフトはガイドワイヤ内腔を備え、カテーテル装置は、前記ガイドワイヤ内腔内に配置されかつ前記腎動脈内の治療部位まで延在するガイドワイヤをさらに備える、付記７４に記載のカテーテル装置。
７９．
前記螺旋構造はねじりケーブルを備える、付記７４に記載のカテーテル装置。
８０．
前記螺旋構造は中央内腔を有する管状支持構造を備える、付記７４に記載のカテーテル装置。
８１．
前記螺旋構造は導電性物質を含み、前記導電性物質は前記エネルギー供給要素の１部分を含む、付記７４に記載のカテーテル装置。
８２．
前記導電性物質は電気絶縁性物質により部分的にのみ覆われる、付記８１に記載のカテーテル装置。
８３．
外側軸および内側軸を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトは近位部分および遠位部分を備え、長尺シャフトの前記遠位部分は、患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
前記長尺シャフトの前記遠位部分における治療区域であって、治療区域は前記外側軸の遠位端と前記内側軸の遠位端との間で延長し、治療区域の遠位端は、二重内腔スリーブを介して前記内側軸の前記遠位端に摺動可能に連結される、治療区域と、
前記治療区域により坦持される複数のエネルギー供給要素と、
前記治療区域に連結された予め成形された区域であって、予め成形された区域は形状を前記治療区域に与え、それにより前記治療区域は、前記エネルギー供給要素を治療部位における組織との接触状態に置くために、ストレート化された送達構成から配備構成に変動されるよう構成された、予め成形された区域と、
を備えるカテーテル装置。
８４．
前記治療区域は、前記エネルギー供給要素を前記予め成形された区域から電気的に絶縁するために前記エネルギー供給要素と前記予め成形された区域との間に配置された絶縁体をさらに備え、前記絶縁体は、前記エネルギー供給要素と前記形状記憶構成要素との間の熱エネルギー伝達を可能にする物質で形成された、付記８３に記載のカテーテル装置。
８５．
前記絶縁体はセラミック充填剤が混合された熱可塑性物質から形成される、付記８３に記載のカテーテル装置。
８６．
前記エネルギー供給要素は少なくとも１つのワイヤを介してエネルギー源に電気的に接続され、前記少なくとも１つのワイヤは前記エネルギー源に連結された近位端と前記エネルギー供給要素に連結された遠位端とを有し、
前記少なくとも１つのワイヤは、第１銅導線と、第２銅またはニッケル導線と、第１導線および第２導線のそれぞれを、互いから電気的に絶縁するために包囲する絶縁体と、を備える２本巻きのワイヤである、
付記８３に記載のカテーテル装置。
８７．
前記治療区域は１連の帯状電極を備える、付記８６に記載のカテーテル装置。
８８．
前記予め成形された区域の前記配備構成は螺旋を含む、付記８６に記載のカテーテル装置。
８９．
前記予め成形された区域はニチノールを含む、付記８３に記載のカテーテル装置。
９０．
前記予め成形された区域は絶縁性物質の薄い層によりカバーされた固体ワイヤを備える、付記８９に記載のカテーテル装置。
９１．
前記予め成形された区域は、ガイドワイヤを収容する寸法を有する、前記予め成形された区域を通る内腔を備える、付記８３に記載のカテーテル装置。
９２．
前記予め成形された区域は重合体製である、付記８３に記載のカテーテル装置。
９３．
前記予め成形された区域は約摂氏４０度から約摂氏４５度の間の形状変換温度において形状変換するよう構成された形状記憶物質を含む、付記８３に記載のカテーテル装置。
９４．
前記予め成形された区域に連結された絶縁体であって絶縁体内腔を有する管状被覆を備える絶縁体をさらに備える、付記８３に記載のカテーテル装置。
９５．
前記絶縁体の近位端は前記外側被覆の内側表面に固定され、前記絶縁体の遠位端は前記二重内腔スリーブ内に配置された、付記９４に記載のカテーテル装置。
９６．
ガイドワイヤシャフトを前記二重内腔スリーブ内にさらに備える、付記８３に記載のカテーテル装置。
９７．
少なくとも１つの内腔を画成する長尺管状シャフトと、
前記長尺シャフトの遠位側に配置された治療用アセンブリであって、治療用アセンブリは、中心軸を画成し、前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分を有し、
少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
送達配置と設置配置との間で移動可能な支持部材
を備える、治療用アセンブリと、
管状シャフト部材が、前記長尺シャフトに対して前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素の軸方向に移動することにより、前記治療用アセンブリが送達配置および設置配置のうちの１つに置かれるよう、前記治療用アセンブリの前記遠位部分に結合されかつ前記中心軸に沿って配置された管状シャフト部材と、
前記管状シャフト部材内に配置されたガイドワイヤと、
を備えるカテーテル装置。
９８．
長尺管状シャフトと、
中心軸と前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分とを有する治療用アセンブリであって、
送達配置と設置配置との間で選択的に変形可能な支持構造、および
前記支持構造により坦持される複数のエネルギー供給要素
を備える、治療用アセンブリと、
前記シャフトにおいて摺動可能に受容されかつ前記治療用アセンブリの遠位部分に動作可能に連結された制御部材であって、
制御部材が近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記設置配置に置かれ、
制御部材が遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記送達配置に置かれる、
制御部材と、
を備える、腎除神経により患者を治療するためのカテーテル装置。
９９．
前記治療用アセンブリは６つのエネルギー供給要素を備える、付記９８に記載のカテーテル装置。
１００．
前記長尺管状シャフトおよび前記制御部材は中央内腔を画成し、前記中央内腔は、前記治療用アセンブリを前記患者の腎動脈内の標的場所に配置するためにガイドワイヤを受容するよう構成された、付記９８に記載のカテーテル装置。

Claims (37)

  1. 中心軸と前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分とを有する治療用アセンブリであって、
    少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
    送達状態と設置状態との間で移動可能な成形可能領域であって、前記複数のエネルギー供給要素は前記成形可能領域により坦持される成形可能領域
    を備える、治療用アセンブリと、
    前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素が制御部材の周りで軸方向および径方向に互いから離間するよう前記治療用アセンブリの少なくとも一部に動作可能に連結されかつ前記中心軸に沿って配置された制御部材であって、
    制御部材が前記治療用アセンブリの前記遠位部分に対して近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記送達状態に置かれ、
    制御部材が前記治療用アセンブリの前記遠位部分に対して遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記設置状態に置かれる、
    制御部材と、
    を備える、腎除神経により患者を治療するためのカテーテル装置。
  2. 前記制御部材は中央内腔を画成する管状部材を備え前記中央内腔はガイドワイヤを受容するよう構成された、請求項１に記載のカテーテル装置。
  3. 前記遠位部分においてガイドワイヤ内腔を有するシャフトをさらに備え、前記制御部材は、前記ガイドワイヤ内腔において摺動可能に受容され、前記治療用アセンブリに対して前進および後退するよう構成された、請求項１に記載のカテーテル装置。
  4. 前記治療用アセンブリは予め形成された螺旋構造を備える、請求項１に記載のカテーテル装置。
  5. 前記制御部材はスタイレットを備える、請求項１に記載のカテーテル装置。
  6. 少なくとも１つの内腔を画成する長尺管状シャフトと、
    前記長尺シャフトの遠位側に配置された治療用アセンブリであって、治療用アセンブリは、中心軸を画成し、前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分を有し、
    少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
    送達配置と設置配置との間で移動可能な支持部材
    を備える、治療用アセンブリと、
    前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素が制御部材の周りで軸方向および径方向に互いから離間するよう前記治療用アセンブリの遠位部分に連結されかつ前記中心軸に沿って配置された制御部材であって、
    制御部材が前記長尺シャフトに対して遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは送達配置に置かれ、
    制御部材が前記長尺シャフトに対して近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは設置配置に置かれる、
    制御部材と、
    前記治療用アセンブリに連結されかつ前記治療用アセンブリの前記中心軸に沿って配置されたガイドアセンブリであって、ガイドワイヤの挿入および除去のために前記治療用アセンブリの前記近位部分において配置された開口部を有する管状部材を備える、ガイドアセンブリと、
    を備えるカテーテル装置。
  7. 前記治療用アセンブリは前記内側部材の周りに配置された複数の螺旋部材を備える、請求項６に記載のカテーテル装置。
  8. 前記治療用アセンブリの前記送達配置は約０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）の送達プロファイルを画成する、請求項６に記載のカテーテル装置。
  9. 前記長尺シャフトの遠位端は、前記制御部材の近位端に収納されるための寸法および形状を有する、削られたまたは傾斜したノッチをさらに備える、請求項６に記載のカテーテル装置。
  10. 前記長尺シャフトは第１内腔および第２内腔を備え、前記制御部材は前記第１内腔内に摺動可能に配置され、複数のエネルギー供給要素リードは前記第２内腔内に配置された、請求項６に記載のカテーテル装置。
  11. 近位部分および遠位部分を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトの前記遠位部分は患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
    前記長尺シャフトの前記遠位部分において配置された、または前記遠位部分に隣接して配置された螺旋構造であって、薄型構成と配備構成との間で変動するよう構成された螺旋構造と、
    前記螺旋構造に連合された少なくとも２つのエネルギー供給要素であって、前記腎動脈に沿った神経伝達を熱的に阻害するよう構成されたエネルギー供給要素と、
    を備え、
    前記２つのエネルギー供給要素は、前記配備構成において前記螺旋構造および前記エネルギー供給要素が０．０８５インチ（２．１６ｍｍ）以下の送達プロファイルを画成するよう、前記螺旋構造の周りに固定され、
    前記配備構成において前記螺旋構造の前記エネルギー供給要素は前記腎動脈の壁部に対して安定接触状態を保持するよう構成された、
    腎神経の血管内調節のためのカテーテル装置。
  12. 前記螺旋構造を前記薄型構成と前記配備構成との間で変動させるために前記螺旋構造に対して移動可能である制御部材をさらに備える、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  13. 前記制御部材は中央内腔を画成し、前記中央内腔は、前記螺旋構造を前記患者の腎動脈内の標的場所に配置するためにガイドワイヤを受容するよう構成された、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  14. 前記薄型構成において前記螺旋構造を少なくとも部分的に包囲する送達被覆をさらに備える、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  15. 前記長尺シャフトはガイドワイヤ内腔を備え、カテーテル装置は、前記ガイドワイヤ内腔内に配置されかつ前記腎動脈内の治療部位まで延在するガイドワイヤをさらに備える、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  16. 前記螺旋構造はねじりケーブルを備える、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  17. 前記螺旋構造は中央内腔を有する管状支持構造を備える、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  18. 前記螺旋構造は導電性物質を含み、前記導電性物質は前記エネルギー供給要素の１部分を含む、請求項１１に記載のカテーテル装置。
  19. 前記導電性物質は電気絶縁性物質により部分的にのみ覆われる、請求項１８に記載のカテーテル装置。
  20. 外側軸および内側軸を備える長尺シャフトであって、長尺シャフトは近位部分および遠位部分を備え、長尺シャフトの前記遠位部分は、患者の腎動脈への血管内送達のために構成された、長尺シャフトと、
    前記長尺シャフトの前記遠位部分における治療区域であって、治療区域は前記外側軸の遠位端と前記内側軸の遠位端との間で延長し、治療区域の遠位端は、二重内腔スリーブを介して前記内側軸の前記遠位端に摺動可能に連結される、治療区域と、
    前記治療区域により坦持される複数のエネルギー供給要素と、
    前記治療区域に連結された予め成形された区域であって、予め成形された区域は形状を前記治療区域に与え、それにより前記治療区域は、前記エネルギー供給要素を治療部位における組織との接触状態に置くために、ストレート化された送達構成から配備構成に変動されるよう構成された、予め成形された区域と、
    を備えるカテーテル装置。
  21. 前記治療区域は、前記エネルギー供給要素を前記予め成形された区域から電気的に絶縁するために前記エネルギー供給要素と前記予め成形された区域との間に配置された絶縁体をさらに備え、前記絶縁体は、前記エネルギー供給要素と前記形状記憶部品との間の熱エネルギー伝達を可能にする物質で形成された、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  22. 前記絶縁体はセラミック充填剤が混合された熱可塑性物質から形成される、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  23. 前記エネルギー供給要素は少なくとも１つのワイヤを介してエネルギー源に電気的に接続され、前記少なくとも１つのワイヤは前記エネルギー源に連結された近位端と前記エネルギー供給要素に連結された遠位端とを有し、
    前記少なくとも１つのワイヤは、第１銅導線と、第２銅またはニッケル導線と、第１導線および第２導線のそれぞれを、互いから電気的に絶縁するために包囲する絶縁体と、を備える２本巻きのワイヤである、
    請求項２０に記載のカテーテル装置。
  24. 前記治療区域は１連の帯状電極を備える、請求項２３に記載のカテーテル装置。
  25. 前記予め成形された区域の前記配備構成は螺旋を含む、請求項２３に記載のカテーテル装置。
  26. 前記予め成形された区域はニチノールを含む、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  27. 前記予め成形された区域は絶縁性物質の薄い層によりカバーされた固体ワイヤを備える、請求項２６に記載のカテーテル装置。
  28. 前記予め成形された区域は、ガイドワイヤを収容する寸法を有する、前記予め成形された区域を通る内腔を備える、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  29. 前記予め成形された区域は重合体製である、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  30. 前記予め成形された区域は約摂氏４０度から約摂氏４５度の間の形状変換温度において形状変換するよう構成された形状記憶物質を含む、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  31. 前記予め成形された区域に連結された絶縁体であって絶縁体内腔を有する管状被覆を備える絶縁体をさらに備える、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  32. 前記絶縁体の近位端は前記外側被覆の内側表面に固定され、前記絶縁体の遠位端は前記二重内腔スリーブ内に配置された、請求項３１に記載のカテーテル装置。
  33. ガイドワイヤシャフトを前記二重内腔スリーブ内にさらに備える、請求項２０に記載のカテーテル装置。
  34. 少なくとも１つの内腔を画成する長尺管状シャフトと、
    前記長尺シャフトの遠位側に配置された治療用アセンブリであって、治療用アセンブリは、中心軸を画成し、前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分を有し、
    少なくとも第１エネルギー供給要素および第２エネルギー供給要素を含む複数のエネルギー供給要素、および
    送達配置と設置配置との間で移動可能な支持部材
    を備える、治療用アセンブリと、
    管状シャフト部材が、前記長尺シャフトに対して前記第１エネルギー供給要素および前記第２エネルギー供給要素の軸方向に移動することにより、前記治療用アセンブリが送達配置および設置配置のうちの１つに置かれるよう、前記治療用アセンブリの前記遠位部分に結合されかつ前記中心軸に沿って配置された管状シャフト部材と、
    前記管状シャフト部材内に配置されたガイドワイヤと、
    を備えるカテーテル装置。
  35. 長尺管状シャフトと、
    中心軸と前記中心軸に沿って軸方向に離間する遠位部分および近位部分とを有する治療用アセンブリであって、
    送達配置と設置配置との間で選択的に変形可能な支持構造、および
    前記支持構造により坦持される複数のエネルギー供給要素
    を備える、治療用アセンブリと、
    前記シャフトにおいて摺動可能に受容されかつ前記治療用アセンブリの遠位部分に動作可能に連結された制御部材であって、
    制御部材が近位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記設置配置に置かれ、
    制御部材が遠位方向に移動することにより、前記治療用アセンブリは前記送達配置に置かれる、
    制御部材と、
    を備える、腎除神経により患者を治療するためのカテーテル装置。
  36. 前記治療用アセンブリは６つのエネルギー供給要素を備える、請求項３５に記載のカテーテル装置。
  37. 前記長尺管状シャフトおよび前記制御部材は中央内腔を画成し、前記中央内腔は、前記治療用アセンブリを前記患者の腎動脈内の標的場所に配置するためにガイドワイヤを受容するよう構成された、請求項３５に記載のカテーテル装置。
JP2013536754A 2010-10-25 2011-10-25 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 Pending JP2013540563A (ja)

Applications Claiming Priority (19)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US40653110P 2010-10-25 2010-10-25
US61/406,531 2010-10-25
US40696810P 2010-10-26 2010-10-26
US61/406,960 2010-10-26
US201161572290P 2011-01-28 2011-01-28
US61/572,290 2011-01-28
US201161528108P 2011-08-26 2011-08-26
US201161528086P 2011-08-26 2011-08-26
US201161528001P 2011-08-26 2011-08-26
US201161528091P 2011-08-26 2011-08-26
US61/528,108 2011-08-26
US61/528,091 2011-08-26
US61/528,086 2011-08-26
US61/528,001 2011-08-26
US201161528684P 2011-08-29 2011-08-29
US61/528,684 2011-08-29
US201161546512P 2011-10-12 2011-10-12
US61/546,512 2011-10-12
PCT/US2011/057761 WO2012061164A1 (en) 2010-10-25 2011-10-25 Catheter apparatuses having multi-electrode arrays for renal neuromodulation and associated systems and methods

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2013540563A true JP2013540563A (ja) 2013-11-07

Family

ID=73451211

Family Applications (4)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013536754A Pending JP2013540563A (ja) 2010-10-25 2011-10-25 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
JP2013536752A Pending JP2013544133A (ja) 2010-10-25 2011-10-25 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法
JP2013536750A Pending JP2013544131A (ja) 2010-10-25 2011-10-25 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法
JP2015228956A Active JP6148314B2 (ja) 2010-10-25 2015-11-24 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法

Family Applications After (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013536752A Pending JP2013544133A (ja) 2010-10-25 2011-10-25 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法
JP2013536750A Pending JP2013544131A (ja) 2010-10-25 2011-10-25 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法
JP2015228956A Active JP6148314B2 (ja) 2010-10-25 2015-11-24 腎ニューロモジュレーションのためのマルチ電極アレイを有するカテーテル装置ならびに関連のシステムおよび方法

Country Status (13)

Country Link
US (5) US8956352B2 (ja)
EP (4) EP2632377B1 (ja)
JP (4) JP2013540563A (ja)
KR (3) KR20140022772A (ja)
CN (7) CN202665687U (ja)
AU (2) AU2011239316A1 (ja)
BR (3) BR112013010000A2 (ja)
CA (3) CA2816040A1 (ja)
IL (3) IL225259A0 (ja)
MX (3) MX2013004241A (ja)
RU (3) RU2013118108A (ja)
TW (3) TWI586399B (ja)
WO (3) WO2012061161A1 (ja)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015526177A (ja) * 2012-08-24 2015-09-10 シマップ ホールディング, リミテッドSymap Holding Limited 腎動脈に分布する腎神経をマッピングし、アブレーションするデバイス
JP2017123904A (ja) * 2016-01-12 2017-07-20 清明 本間 カテーテルおよびカテーテルシステム
JP2018511444A (ja) * 2015-04-13 2018-04-26 バゾベリー，カルロス，フェルナンド 高周波除神経ニードルおよび方法
JP2018149281A (ja) * 2017-03-09 2018-09-27 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 制御された柔軟性を備えるスパインを有する電極アセンブリ
JP2019162416A (ja) * 2018-03-08 2019-09-26 スパイレーション インコーポレイテッド ディー ビー エイ オリンパス レスピラトリー アメリカ 可変ピッチ可撓性ニードル
JP2021500969A (ja) * 2017-10-31 2021-01-14 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 一体型螺旋カテーテル
JPWO2019189702A1 (ja) * 2018-03-28 2021-04-01 株式会社Ａｌｉｖａｓ 処置方法および医療デバイス
JP2023500018A (ja) * 2019-10-31 2023-01-04 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 撓み可能なシャフトを含むカテーテル及びその組立方法
JP2023022180A (ja) * 2016-12-16 2023-02-14 エドワーズ ライフサイエンシーズ コーポレイション 人工弁用のアンカリングデバイスを送達するための展開システム、ツール、および方法
JP7505094B2 (ja) 2017-10-31 2024-06-24 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッド 一体型螺旋カテーテル

Families Citing this family (362)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7220257B1 (en) 2000-07-25 2007-05-22 Scimed Life Systems, Inc. Cryotreatment device and method
US8016823B2 (en) 2003-01-18 2011-09-13 Tsunami Medtech, Llc Medical instrument and method of use
US6702811B2 (en) 1999-04-05 2004-03-09 Medtronic, Inc. Ablation catheter assembly with radially decreasing helix and method of use
US9433457B2 (en) 2000-12-09 2016-09-06 Tsunami Medtech, Llc Medical instruments and techniques for thermally-mediated therapies
US8444636B2 (en) 2001-12-07 2013-05-21 Tsunami Medtech, Llc Medical instrument and method of use
US7653438B2 (en) 2002-04-08 2010-01-26 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US20140018880A1 (en) 2002-04-08 2014-01-16 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for monopolar renal neuromodulation
US8774913B2 (en) 2002-04-08 2014-07-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and apparatus for intravasculary-induced neuromodulation
DE202004021953U1 (de) 2003-09-12 2013-06-19 Vessix Vascular, Inc. Auswählbare exzentrische Remodellierung und/oder Ablation von atherosklerotischem Material
US20050153309A1 (en) 2003-12-22 2005-07-14 David Hoon Method and apparatus for in vivo surveillance of circulating biological components
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US9125667B2 (en) 2004-09-10 2015-09-08 Vessix Vascular, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
EP2076198A4 (en) 2006-10-18 2009-12-09 Minnow Medical Inc Inducing Desired Temperatreating Effects on Body Weave
EP2455036B1 (en) 2006-10-18 2015-07-15 Vessix Vascular, Inc. Tuned RF energy and electrical tissue characterization for selective treatment of target tissues
US7655004B2 (en) 2007-02-15 2010-02-02 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electroporation ablation apparatus, system, and method
EP2170198B1 (en) 2007-07-06 2015-04-15 Tsunami Medtech, LLC Medical system
US9924992B2 (en) 2008-02-20 2018-03-27 Tsunami Medtech, Llc Medical system and method of use
US8721632B2 (en) 2008-09-09 2014-05-13 Tsunami Medtech, Llc Methods for delivering energy into a target tissue of a body
US8888792B2 (en) 2008-07-14 2014-11-18 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Tissue apposition clip application devices and methods
US8768469B2 (en) 2008-08-08 2014-07-01 Enteromedics Inc. Systems for regulation of blood pressure and heart rate
AU2009314133B2 (en) 2008-11-17 2015-12-10 Vessix Vascular, Inc. Selective accumulation of energy with or without knowledge of tissue topography
US8157834B2 (en) 2008-11-25 2012-04-17 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Rotational coupling device for surgical instrument with flexible actuators
US9254168B2 (en) 2009-02-02 2016-02-09 Medtronic Advanced Energy Llc Electro-thermotherapy of tissue using penetrating microelectrode array
US11284931B2 (en) 2009-02-03 2022-03-29 Tsunami Medtech, Llc Medical systems and methods for ablating and absorbing tissue
CN102497832B (zh) 2009-09-08 2015-09-09 显著外科技术公司 用于电外科装置、电外科器械的盒组件及其使用方法
US11998266B2 (en) 2009-10-12 2024-06-04 Otsuka Medical Devices Co., Ltd Intravascular energy delivery
US20110098704A1 (en) 2009-10-28 2011-04-28 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrical ablation devices
US9161801B2 (en) 2009-12-30 2015-10-20 Tsunami Medtech, Llc Medical system and method of use
US9592090B2 (en) 2010-03-11 2017-03-14 Medtronic Advanced Energy Llc Bipolar electrosurgical cutter with position insensitive return electrode contact
JP2013523318A (ja) 2010-04-09 2013-06-17 べシックス・バスキュラー・インコーポレイテッド 組織の治療のための発電および制御の装置
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
US8920417B2 (en) 2010-06-30 2014-12-30 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical devices and methods of use thereof
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control 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
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9943353B2 (en) 2013-03-15 2018-04-17 Tsunami Medtech, Llc Medical system and method of use
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
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9023040B2 (en) 2010-10-26 2015-05-05 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical cutting devices
US20120136344A1 (en) * 2010-10-26 2012-05-31 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation cryotherapeutic devices and associated systems and methods
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US10792096B2 (en) 2010-11-08 2020-10-06 Baylis Medical Company Inc. Medical device having a support structure
US9743974B2 (en) 2010-11-09 2017-08-29 Aegea Medical Inc. Positioning method and apparatus for delivering vapor to the uterus
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
US9220561B2 (en) 2011-01-19 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US9254169B2 (en) 2011-02-28 2016-02-09 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrical ablation devices and methods
US9233241B2 (en) 2011-02-28 2016-01-12 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrical ablation devices and methods
US9427281B2 (en) 2011-03-11 2016-08-30 Medtronic Advanced Energy Llc Bronchoscope-compatible catheter provided with electrosurgical device
WO2012166467A1 (en) * 2011-05-27 2012-12-06 Stryker Corporation Assembly for percutaneously inserting an implantable medical device, steering the device to a target location and deploying the device
US9220433B2 (en) 2011-06-30 2015-12-29 Biosense Webster (Israel), Ltd. Catheter with variable arcuate distal section
EP2734259B1 (en) 2011-07-20 2016-11-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Percutaneous device to visualize, target and ablate nerves
CN103813829B (zh) 2011-07-22 2016-05-18 波士顿科学西美德公司 具有可定位于螺旋引导件中的神经调制元件的神经调制系统
US9662169B2 (en) 2011-07-30 2017-05-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with flow balancing valve
US20130035681A1 (en) * 2011-08-04 2013-02-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Novel catheter for contiguous rf ablation
CN103796604B (zh) 2011-08-26 2017-03-01 苏州信迈医疗器械有限公司 用于标测动脉壁内功能性神经的导管、系统和方法
US8702619B2 (en) 2011-08-26 2014-04-22 Symap Holding Limited Mapping sympathetic nerve distribution for renal ablation and catheters for same
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
US9750565B2 (en) 2011-09-30 2017-09-05 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical balloons
CA2851355C (en) 2011-10-07 2020-02-18 Aegea Medical Inc. Integrity testing method and apparatus for delivering vapor to the uterus
WO2013055826A1 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
WO2013055815A1 (en) 2011-10-11 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Off -wall electrode device for nerve modulation
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
WO2013059202A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
EP2768563B1 (en) 2011-10-18 2016-11-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
CN104023662B (zh) 2011-11-08 2018-02-09 波士顿科学西美德公司 孔部肾神经消融
WO2013074813A1 (en) 2011-11-15 2013-05-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
US9192766B2 (en) 2011-12-02 2015-11-24 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Renal neuromodulation methods and devices for treatment of polycystic kidney disease
WO2013086461A1 (en) 2011-12-09 2013-06-13 Metavention, Inc. Therapeutic neuromodulation of the hepatic system
US9131980B2 (en) 2011-12-19 2015-09-15 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical devices
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
CN104254368B (zh) 2011-12-23 2016-10-12 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
WO2013101452A1 (en) 2011-12-28 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US10213187B1 (en) 2012-01-25 2019-02-26 Mubin I. Syed Method and apparatus for percutaneous superficial temporal artery access for carotid artery stenting
EP2822647B1 (en) 2012-03-07 2024-04-24 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Selective modulation of renal nerves
AU2013230774B2 (en) 2012-03-08 2015-12-03 Medtronic Af Luxembourg S.A.R.L. Gastrointestinal neuromodulation and associated systems and methods
WO2013134733A2 (en) 2012-03-08 2013-09-12 Medtronic Ardian Luxembourg Sarl Biomarker sampling in the context of neuromodulation devices and associated systems and methods
WO2013134479A1 (en) 2012-03-08 2013-09-12 Medtronic Ardian Luxembourg Sarl Neuromodulation and associated systems and methods for the management of pain
AU2013230906A1 (en) 2012-03-08 2014-09-18 Medtronic Af Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation and associated systems and methods for the treatment of sexual dysfunction
US9750568B2 (en) 2012-03-08 2017-09-05 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Ovarian neuromodulation and associated systems and methods
WO2013134472A1 (en) 2012-03-08 2013-09-12 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Renal neuromodulation methods and systems for treatment of hyperaldosteronism
US9439598B2 (en) * 2012-04-12 2016-09-13 NeuroMedic, Inc. Mapping and ablation of nerves within arteries and tissues
US20130296840A1 (en) * 2012-05-01 2013-11-07 Medtronic Ablation Frontiers Llc Systems and methods for detecting tissue contact during ablation
WO2013169927A1 (en) 2012-05-08 2013-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US9717555B2 (en) * 2012-05-14 2017-08-01 Biosense Webster (Israel), Ltd. Catheter with helical end section for vessel ablation
CN107157576B (zh) * 2012-05-11 2019-11-26 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于人类患者的处理的肾神经调节系统
US9427255B2 (en) 2012-05-14 2016-08-30 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Apparatus for introducing a steerable camera assembly into a patient
US9597205B2 (en) 2012-06-06 2017-03-21 Magenta Medical Ltd. Prosthetic renal valve
US9226792B2 (en) 2012-06-12 2016-01-05 Medtronic Advanced Energy Llc Debridement device and method
CN102772249B (zh) * 2012-06-19 2015-01-21 深圳市惠泰医疗器械有限公司 肾动脉轨道射频消融电极导管
US8951296B2 (en) * 2012-06-29 2015-02-10 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices and methods for photodynamically modulating neural function in a human
US9168094B2 (en) * 2012-07-05 2015-10-27 Mc10, Inc. Catheter device including flow sensing
US9295842B2 (en) 2012-07-05 2016-03-29 Mc10, Inc. Catheter or guidewire device including flow sensing and use thereof
US9545290B2 (en) 2012-07-30 2017-01-17 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Needle probe guide
CN103565514B (zh) * 2012-08-01 2015-05-06 四川锦江电子科技有限公司 双控弯螺旋形电生理导管
US10314649B2 (en) * 2012-08-02 2019-06-11 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Flexible expandable electrode and method of intraluminal delivery of pulsed power
US9277957B2 (en) 2012-08-15 2016-03-08 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Electrosurgical devices and methods
WO2014032016A1 (en) 2012-08-24 2014-02-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular catheter with a balloon comprising separate microporous regions
EP2890321B1 (en) * 2012-08-28 2016-10-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal rf ablation system with a movable virtual electrode
JP6200508B2 (ja) * 2012-09-11 2017-09-20 アメリカン イーグル インストラメンツ インコーポレイテッドＡｍｅｒｉｃａｎ Ｅａｇｌｅ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ， Ｉｎｃ． 放電洗浄器装置および方法
US10898705B2 (en) 2012-09-11 2021-01-26 G&H Technologies, Llc Electrical discharge irrigator apparatus and method
US9173696B2 (en) 2012-09-17 2015-11-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation
US9333035B2 (en) 2012-09-19 2016-05-10 Denervx LLC Cooled microwave denervation
WO2014047411A1 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
WO2014047454A2 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
US20140088585A1 (en) * 2012-09-26 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter having rib and spine structure supporting multiple electrodes for renal nerve ablation
US10286184B2 (en) * 2012-10-01 2019-05-14 Qmax, Llc Helical balloon catheter
US11234760B2 (en) 2012-10-05 2022-02-01 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical device for cutting and removing tissue
EP2906135A2 (en) 2012-10-10 2015-08-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods
CN102940525A (zh) * 2012-10-17 2013-02-27 上海安通医疗科技有限公司 一种多极螺旋状射频消融导管
US9399115B2 (en) 2012-10-22 2016-07-26 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheters with enhanced flexibility and associated devices, systems, and methods
US9044575B2 (en) 2012-10-22 2015-06-02 Medtronic Adrian Luxembourg S.a.r.l. Catheters with enhanced flexibility and associated devices, systems, and methods
KR102038632B1 (ko) 2012-11-06 2019-10-30 삼성전자주식회사 수술용 인스트루먼트, 서포터 장치, 및 수술 로봇 시스템
US11241267B2 (en) 2012-11-13 2022-02-08 Pulnovo Medical (Wuxi) Co., Ltd Multi-pole synchronous pulmonary artery radiofrequency ablation catheter
CN102908191A (zh) * 2012-11-13 2013-02-06 陈绍良 多极同步肺动脉射频消融导管
US9827036B2 (en) 2012-11-13 2017-11-28 Pulnovo Medical (Wuxi) Co., Ltd. Multi-pole synchronous pulmonary artery radiofrequency ablation catheter
US9095321B2 (en) 2012-11-21 2015-08-04 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Cryotherapeutic devices having integral multi-helical balloons and methods of making the same
US10639179B2 (en) 2012-11-21 2020-05-05 Ram Medical Innovations, Llc System for the intravascular placement of a medical device
CN103830001B (zh) * 2012-11-23 2016-12-21 四川锦江电子科技有限公司 可控弯螺旋消融导管
GB2508905A (en) * 2012-12-14 2014-06-18 Gyrus Medical Ltd Endoscopic instrument with bypass lead
SG11201505314QA (en) * 2013-02-05 2015-08-28 Handok Inc Catheter for denervation
US10098527B2 (en) 2013-02-27 2018-10-16 Ethidcon Endo-Surgery, Inc. System for performing a minimally invasive surgical procedure
US10076384B2 (en) 2013-03-08 2018-09-18 Symple Surgical, Inc. Balloon catheter apparatus with microwave emitter
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US20160256216A1 (en) * 2013-03-11 2016-09-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses for pulmonary artery neuromodulation
US9693821B2 (en) 2013-03-11 2017-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US11937873B2 (en) 2013-03-12 2024-03-26 Boston Scientific Medical Device Limited Electrosurgical device having a lumen
JP6437469B2 (ja) * 2013-03-12 2018-12-12 ベイリス メディカル カンパニー インコーポレイテッドＢａｙｌｉｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ Ｉｎｃ． 支持構造を有する医療デバイス
US9283040B2 (en) * 2013-03-13 2016-03-15 The Spectranetics Corporation Device and method of ablative cutting with helical tip
US9456872B2 (en) 2013-03-13 2016-10-04 The Spectranetics Corporation Laser ablation catheter
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
EP3656292B1 (en) 2013-03-13 2023-01-18 Magenta Medical Ltd. Manufacture of an impeller
US10583231B2 (en) 2013-03-13 2020-03-10 Magenta Medical Ltd. Blood pump
US10383691B2 (en) 2013-03-13 2019-08-20 The Spectranetics Corporation Last catheter with helical internal lumen
EP2967714B1 (en) * 2013-03-14 2022-05-11 Baylis Medical Company Inc. Electrosurgical device having a lumen
US9333113B2 (en) * 2013-03-15 2016-05-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System and method for denervation
US9066726B2 (en) 2013-03-15 2015-06-30 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Multi-electrode apposition judgment using pressure elements
US9179974B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Helical push wire electrode
US20140275993A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Medtronic Ardian Luxembourg S.a.r.I. Devices, Systems, and Methods for Specialization of Neuromodulation Treatment
EP2851027A1 (en) * 2013-03-15 2015-03-25 Tidal Wave Technology, Inc. Ablation catheter devices and methods
US9848948B2 (en) * 2013-03-15 2017-12-26 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter adapted for use with guide wire for accessing vessels
CN105142558A (zh) 2013-03-15 2015-12-09 美敦力阿迪安卢森堡有限公司 具有配置用于提高电能分布的均匀性的电极接触表面的治疗设备及相关联设备和方法
CN105473090B (zh) 2013-03-15 2019-05-03 波士顿科学国际有限公司 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
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
CN105142553A (zh) * 2013-03-15 2015-12-09 美敦力阿迪安卢森堡有限公司 直接热消融导管
JP6139772B2 (ja) 2013-03-15 2017-05-31 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 電極パッドと共に使用するための制御ユニットおよび漏電を推定するための方法
CN104095679A (zh) * 2013-04-12 2014-10-15 上海微创电生理医疗科技有限公司 多电极消融导管
WO2014174662A1 (ja) * 2013-04-26 2014-10-30 テルモ株式会社 アブレーションカテーテル
EP2991717A4 (en) * 2013-05-02 2016-12-07 Douglas C Harrington DEVICES AND METHODS FOR DETECTION AND TREATMENT OF AORTICO-RENAL GANGLION
WO2014176785A1 (zh) * 2013-05-03 2014-11-06 上海安通医疗科技有限公司 一种用于调节神经的装置
EP2996754B1 (en) * 2013-05-18 2023-04-26 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Neuromodulation catheters with shafts for enhanced flexibility and control and associated devices and systems
CA2913074C (en) 2013-05-30 2023-09-12 Graham H. Creasey Topical neurological stimulation
US11229789B2 (en) 2013-05-30 2022-01-25 Neurostim Oab, Inc. Neuro activator with controller
AU2014274903B2 (en) * 2013-06-05 2019-03-07 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Modulation of targeted nerve fibers
CN103284788B (zh) * 2013-06-19 2015-06-10 上海安通医疗科技有限公司 射频消融仪及射频消融系统
WO2014205388A1 (en) 2013-06-21 2014-12-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation balloon catheter with ride along electrode support
EP3010436A1 (en) 2013-06-21 2016-04-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
JP6366123B2 (ja) * 2013-06-26 2018-08-01 国立大学法人東京農工大学 挿入体システム
US9833283B2 (en) 2013-07-01 2017-12-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
WO2015006573A1 (en) 2013-07-11 2015-01-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with stretchable electrode assemblies
CN105377169B (zh) * 2013-07-11 2019-04-19 波士顿科学国际有限公司 用于神经调制的装置和方法
EP3049007B1 (en) 2013-07-19 2019-06-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
CN105392435B (zh) 2013-07-22 2018-11-09 波士顿科学国际有限公司 具有扭绞球囊的肾神经消融导管
US10342609B2 (en) 2013-07-22 2019-07-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
US10114115B2 (en) * 2013-07-25 2018-10-30 GM Global Technology Operations LLC Dynamic sensor array
EP3035879A1 (en) 2013-08-22 2016-06-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible circuit having improved adhesion to a renal nerve modulation balloon
US9907570B2 (en) 2013-08-23 2018-03-06 Oscor Inc. Steerable medical devices
US9913684B2 (en) * 2013-08-23 2018-03-13 Oscor Inc. Steerable ablation catheter for renal denervation
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
CN105555218B (zh) 2013-09-04 2019-01-15 波士顿科学国际有限公司 具有冲洗和冷却能力的射频(rf)球囊导管
US20150073515A1 (en) * 2013-09-09 2015-03-12 Medtronic Ardian Luxembourg S.a.r.I. Neuromodulation Catheter Devices and Systems Having Energy Delivering Thermocouple Assemblies and Associated Methods
US10952790B2 (en) 2013-09-13 2021-03-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation balloon with vapor deposited cover layer
WO2015047817A1 (en) * 2013-09-30 2015-04-02 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Intravascular neuromodulation device having a spiral track and associated methods
JP2015073691A (ja) * 2013-10-08 2015-04-20 テルモ株式会社 医療用デバイス
US9687166B2 (en) 2013-10-14 2017-06-27 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
JP6259098B2 (ja) 2013-10-15 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 医療デバイスおよび同医療デバイスを製造する方法
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
JP6259099B2 (ja) 2013-10-18 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 可撓性を備える導電性ワイヤを備えるバルーン・カテーテル、並びに関連する使用および製造方法
US10433902B2 (en) 2013-10-23 2019-10-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Current control methods and systems
US20160302857A1 (en) * 2013-10-24 2016-10-20 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses for modulation of nerves in communication with the pulmonary system and associated systems and methods
JP2016534842A (ja) 2013-10-25 2016-11-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 除神経フレックス回路における埋め込み熱電対
US10390881B2 (en) 2013-10-25 2019-08-27 Denervx LLC Cooled microwave denervation catheter with insertion feature
US20150126992A1 (en) * 2013-11-05 2015-05-07 Mogul Enterprises, Inc Helical DeNervation Ablation Catheter Apparatus
US9987073B2 (en) * 2013-11-19 2018-06-05 Covidien Lp Electrosurgical coagulation instrument including a suction pipe and a collapsible tip
US9764113B2 (en) 2013-12-11 2017-09-19 Magenta Medical Ltd Curved catheter
US10314647B2 (en) 2013-12-23 2019-06-11 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical cutting instrument
EP3089686A4 (en) * 2014-01-03 2017-11-22 Mc10, Inc. Catheter or guidewire device including flow sensing and use thereof
EP3091922B1 (en) 2014-01-06 2018-10-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Tear resistant flex circuit assembly
US20150209107A1 (en) 2014-01-24 2015-07-30 Denervx LLC Cooled microwave denervation catheter configuration
EP3424453A1 (en) 2014-02-04 2019-01-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Alternative placement of thermal sensors on bipolar electrode
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
CN106572875A (zh) * 2014-02-07 2017-04-19 沃夫医药公司 用于肾盂消融的方法和系统
US10813686B2 (en) 2014-02-26 2020-10-27 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical cutting instrument
JP6980386B2 (ja) * 2014-04-15 2021-12-15 キューマックス，エルエルシー 螺旋バルーンカテーテル
CN105012009B (zh) * 2014-04-22 2018-09-28 上海微创电生理医疗科技有限公司 一种肾动脉射频消融电极导管
WO2015164280A1 (en) * 2014-04-24 2015-10-29 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation catheters having braided shafts and associated systems and methods
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
KR101672879B1 (ko) * 2014-04-29 2016-11-07 재단법인 아산사회복지재단 카테터 어셈블리
EP3139853B1 (en) 2014-05-07 2018-12-19 Pythagoras Medical Ltd. Controlled tissue ablation apparatus
CN106794030B (zh) 2014-05-22 2019-09-03 埃杰亚医疗公司 用于执行子宫内膜消融术的系统和方法
ES2942296T3 (es) 2014-05-22 2023-05-31 Aegea Medical Inc Método de prueba de integridad y aparato para administrar vapor al útero
US10405924B2 (en) 2014-05-30 2019-09-10 The Spectranetics Corporation System and method of ablative cutting and vacuum aspiration through primary orifice and auxiliary side port
US20150355413A1 (en) * 2014-06-04 2015-12-10 Corning Incorporated Integrated torque jacket systems and methods for oct
CN104068930A (zh) * 2014-06-04 2014-10-01 远见企业有限公司 一种具有预先弯折管体的去肾动脉交感神经消融导管
WO2016007851A1 (en) * 2014-07-11 2016-01-14 Shaoliang Chen Multi-pole synchronous pulmonary artery radiofrequency ablation catheter
JP6342247B2 (ja) * 2014-07-18 2018-06-13 オリンパス株式会社 超音波エネルギ治療装置
JP6918692B2 (ja) * 2014-07-22 2021-08-11 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 複数の平坦部分を持つコアワイヤを有する血管内デバイス、システム及び方法
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
MX2017003543A (es) * 2014-09-23 2017-10-11 Handok Kalos Medical Inc Cateter y metodo de fabricacion del mismo.
US10368775B2 (en) 2014-10-01 2019-08-06 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for evaluating neuromodulation therapy via hemodynamic responses
US9981119B2 (en) * 2014-10-29 2018-05-29 Edwards Lifesciences Corporation Bi-directional cannula
CN105615990B (zh) * 2014-10-29 2019-07-23 上海微创电生理医疗科技股份有限公司 一种电生理导管
WO2016075536A2 (en) * 2014-11-14 2016-05-19 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter apparatuses for modulation of nerves in communication with the pulmonary system and associated systems and methods
WO2016081611A1 (en) 2014-11-19 2016-05-26 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. High-resolution mapping of tissue with pacing
SG11201703943VA (en) 2014-11-19 2017-06-29 Advanced Cardiac Therapeutics Inc Ablation devices, systems and methods of using a high-resolution electrode assembly
EP3226955A4 (en) * 2014-12-01 2018-12-05 PAVmed Inc. Self-anchoring catheters and methods of use
WO2016100720A1 (en) 2014-12-17 2016-06-23 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for assessing sympathetic nervous system tone for renal neuromodulation therapy
US9737361B2 (en) * 2014-12-18 2017-08-22 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System and method for a catheter
US11534239B2 (en) 2014-12-22 2022-12-27 Biosense Webster (Israel) Ltd. Systems and method or uses of ablating cardiac tissue
WO2016124138A1 (zh) * 2015-02-03 2016-08-11 上海魅丽纬叶医疗科技有限公司 一种螺旋结构的射频消融导管及其设备
US10376308B2 (en) 2015-02-05 2019-08-13 Axon Therapies, Inc. Devices and methods for treatment of heart failure by splanchnic nerve ablation
US10188456B2 (en) 2015-02-18 2019-01-29 Medtronic Xomed, Inc. Electrode assembly for RF energy enabled tissue debridement device
US10376302B2 (en) 2015-02-18 2019-08-13 Medtronic Xomed, Inc. Rotating electrical connector for RF energy enabled tissue debridement device
JP6661652B2 (ja) 2015-02-18 2020-03-11 メドトロニック・ゾーメド・インコーポレーテッド Ｒｆエネルギー使用可能な組織デブリドマンデバイス
EP3258837A4 (en) 2015-02-20 2018-10-10 Mc10, Inc. Automated detection and configuration of wearable devices based on on-body status, location, and/or orientation
US11077301B2 (en) 2015-02-21 2021-08-03 NeurostimOAB, Inc. Topical nerve stimulator and sensor for bladder control
CN104667410B (zh) * 2015-03-12 2017-07-25 深圳橙果医疗科技有限公司 脊柱硬膜外微创导管系统
US9636244B2 (en) 2015-04-09 2017-05-02 Mubin I. Syed Apparatus and method for proximal to distal stent deployment
CN107529989B (zh) * 2015-04-14 2023-08-04 皇家飞利浦有限公司 血管内装置、系统和形成方法
US10383685B2 (en) 2015-05-07 2019-08-20 Pythagoras Medical Ltd. Techniques for use with nerve tissue
US11291824B2 (en) 2015-05-18 2022-04-05 Magenta Medical Ltd. Blood pump
JP2017006337A (ja) * 2015-06-19 2017-01-12 ソニー株式会社 医療支援装置および方法、並びに、医療支援システム
US11389227B2 (en) 2015-08-20 2022-07-19 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical device with multivariate control
US11051875B2 (en) 2015-08-24 2021-07-06 Medtronic Advanced Energy Llc Multipurpose electrosurgical device
KR101748032B1 (ko) * 2015-09-03 2017-06-14 한국과학기술원 집적회로를 이용한 다중전극 신장신경절제 방법 및 시스템
CN105193498B (zh) * 2015-09-18 2019-03-08 先健科技(深圳)有限公司 消融导管装置
US10207110B1 (en) 2015-10-13 2019-02-19 Axon Therapies, Inc. Devices and methods for treatment of heart failure via electrical modulation of a splanchnic nerve
US10779976B2 (en) 2015-10-30 2020-09-22 Ram Medical Innovations, Llc Apparatus and method for stabilization of procedural catheter in tortuous vessels
US10492936B2 (en) 2015-10-30 2019-12-03 Ram Medical Innovations, Llc Apparatus and method for improved access of procedural catheter in tortuous vessels
US10327929B2 (en) 2015-10-30 2019-06-25 Ram Medical Innovations, Llc Apparatus and method for stabilization of procedural catheter in tortuous vessels
US9980838B2 (en) 2015-10-30 2018-05-29 Ram Medical Innovations Llc Apparatus and method for a bifurcated catheter for use in hostile aortic arches
US11020256B2 (en) 2015-10-30 2021-06-01 Ram Medical Innovations, Inc. Bifurcated “Y” anchor support for coronary interventions
US20170143405A1 (en) * 2015-11-20 2017-05-25 Covidien Lp Apparatuses, systems and methods for treating ulcerative colitis and other inflammatory bowel diseases
CN106852703A (zh) * 2015-12-08 2017-06-16 上海安通医疗科技有限公司 一种肾动脉射频消融导管
US10716612B2 (en) 2015-12-18 2020-07-21 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical device with multiple monopolar electrode assembly
US10448994B2 (en) 2016-01-13 2019-10-22 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of manufacturing a shaping structure for denervation
EP3957234A1 (en) 2016-02-01 2022-02-23 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. System for monitoring and evaluating neuromodulation therapy
EP3416551B1 (en) 2016-02-19 2022-10-12 Aegea Medical Inc. Apparatus for determining the integrity of a bodily cavity
EP3420732B8 (en) 2016-02-22 2020-12-30 Medidata Solutions, Inc. System, devices, and method for on-body data and power transmission
US20190053847A1 (en) * 2016-02-26 2019-02-21 The Johns Hopkins University Methods for selective treatment of renal sympathetic nerves
KR20180124070A (ko) * 2016-03-15 2018-11-20 에픽스 테라퓨틱스, 인크. 관개 절제를 위한 개선된 장치, 시스템 및 방법
US10118696B1 (en) 2016-03-31 2018-11-06 Steven M. Hoffberg Steerable rotating projectile
US11278342B2 (en) 2016-04-14 2022-03-22 Theresa Brandner Medical devices utilizing shape memory alloys and associated systems and methods
WO2017184705A1 (en) 2016-04-19 2017-10-26 Mc10, Inc. Method and system for measuring perspiration
US10736692B2 (en) 2016-04-28 2020-08-11 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation and associated systems and methods for the treatment of cancer
WO2017199240A2 (en) 2016-05-18 2017-11-23 Pythagoras Medical Ltd. Helical catheter
US10524859B2 (en) 2016-06-07 2020-01-07 Metavention, Inc. Therapeutic tissue modulation devices and methods
EP3756721B1 (en) 2016-06-09 2022-09-14 Boston Scientific Scimed Inc. Infusion catheter
WO2017214550A1 (en) * 2016-06-09 2017-12-14 Haimachek, Inc. Collector for detection and reversible capturing of cells from body fluids in vivo
US10173031B2 (en) 2016-06-20 2019-01-08 Mubin I. Syed Interchangeable flush/selective catheter
CN109843160B (zh) 2016-07-29 2022-04-15 阿克松疗法公司 通过脏神经消融术治疗心脏衰竭的装置、系统和方法
US10447347B2 (en) 2016-08-12 2019-10-15 Mc10, Inc. Wireless charger and high speed data off-loader
KR102067773B1 (ko) * 2016-08-25 2020-01-17 주식회사 한독칼로스메디칼 신경차단용 카테터
EP3518825B1 (en) 2016-09-29 2020-05-27 Magenta Medical Ltd. Blood vessel tube
WO2018067610A1 (en) * 2016-10-04 2018-04-12 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Methods and devices for estimating tip-tissue coupling of an ablation catheter tip
US20180092682A1 (en) * 2016-10-05 2018-04-05 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Spiral electrode for neuromodulation therapy
JP7383476B2 (ja) 2016-10-25 2023-11-20 マジェンタ・メディカル・リミテッド 心室補助デバイス
US10231784B2 (en) * 2016-10-28 2019-03-19 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and systems for optimizing perivascular neuromodulation therapy using computational fluid dynamics
WO2018081396A1 (en) * 2016-10-31 2018-05-03 Cook Medical Technologies Llc Medical device with a shape-memory alloy coated inner surface
US11033727B2 (en) 2016-11-23 2021-06-15 Magenta Medical Ltd. Blood pumps
US11400205B2 (en) 2016-11-23 2022-08-02 Biosense Webster (Israel) Ltd. Balloon-in-balloon irrigation balloon catheter
US10548566B2 (en) 2016-12-08 2020-02-04 Metal Industries Research & Development Centre System and method for tracking signal of wire in a blood vessel
CN106691383A (zh) * 2016-12-27 2017-05-24 天津恒宇医疗科技有限公司 一种高通过性oct成像导管
US10828091B2 (en) 2016-12-28 2020-11-10 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with tapered support member for variable arcuate distal assembly
CN108882975B (zh) * 2017-03-06 2022-03-15 拉姆医学创新股份有限公司 用于改善曲折血管中手术导管的接近的装置和方法
US10918832B2 (en) * 2017-03-27 2021-02-16 Biosense Webster (Israel) Ltd Catheter with improved loop contraction and greater contraction displacement
WO2018200865A1 (en) 2017-04-27 2018-11-01 Epix Therapeutics, Inc. Determining nature of contact between catheter tip and tissue
US11160982B2 (en) 2017-07-05 2021-11-02 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for treating post-traumatic stress disorder in patients via renal neuromodulation
AU2018204842B2 (en) 2017-07-05 2023-07-27 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for treating depression in patients via renal neuromodulation
AU2018204843B2 (en) 2017-07-05 2023-07-27 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for treating anxiety disorders in patients via renal neuromodulation
US20190083775A1 (en) * 2017-09-21 2019-03-21 Covidien Lp Systems, devices, and methods for ovarian denervation
US11071557B2 (en) 2017-10-19 2021-07-27 Medtronic Vascular, Inc. Catheter for creating pulse wave within vasculature
WO2019094365A1 (en) 2017-11-07 2019-05-16 Neurostim Oab, Inc. Non-invasive nerve activator with adaptive circuit
EP3709919A1 (en) * 2017-11-17 2020-09-23 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Systems, devices, and associated methods for neuromodulation with enhanced nerve targeting
EP3488775A1 (en) * 2017-11-22 2019-05-29 Koninklijke Philips N.V. Pulse wave velocity determination
US10561461B2 (en) 2017-12-17 2020-02-18 Axon Therapies, Inc. Methods and devices for endovascular ablation of a splanchnic nerve
AU2018397478A1 (en) 2017-12-26 2020-07-23 Galvanize Therapeutics, Inc. Optimization of energy delivery for various applications
EP3731772B1 (en) * 2017-12-26 2024-04-17 Galvanize Therapeutics, Inc. Systems for the treatment of disease states and disorders
US10905808B2 (en) 2018-01-10 2021-02-02 Magenta Medical Ltd. Drive cable for use with a blood pump
EP3638336B1 (en) 2018-01-10 2022-04-06 Magenta Medical Ltd. Ventricular assist device
US10786306B2 (en) 2018-01-24 2020-09-29 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Denervation therapy
US10959669B2 (en) 2018-01-24 2021-03-30 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for assessing the efficacy of neuromodulation therapy
US11478298B2 (en) 2018-01-24 2022-10-25 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Controlled irrigation for neuromodulation systems and associated methods
US20190223949A1 (en) 2018-01-24 2019-07-25 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Multielectrode catheter
US20190223946A1 (en) 2018-01-24 2019-07-25 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems, devices, and associated methods for neuromodulation in heterogeneous tissue environments
US11253189B2 (en) 2018-01-24 2022-02-22 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems, devices, and methods for evaluating neuromodulation therapy via detection of magnetic fields
US20190223754A1 (en) 2018-01-24 2019-07-25 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems, devices, and methods for assessing efficacy of renal neuromodulation therapy
CA3089217A1 (en) 2018-01-26 2019-08-01 Dorin Panescu Methods and devices for endovascular ablation of a splanchnic nerve
US10857014B2 (en) 2018-02-18 2020-12-08 Ram Medical Innovations, Llc Modified fixed flat wire bifurcated catheter and its application in lower extremity interventions
US11712637B1 (en) 2018-03-23 2023-08-01 Steven M. Hoffberg Steerable disk or ball
US10893927B2 (en) 2018-03-29 2021-01-19 Magenta Medical Ltd. Inferior vena cava blood-flow implant
US11553960B2 (en) 2018-07-31 2023-01-17 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for treating patients with catheter-based renal neuromodulation
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
US11071585B2 (en) 2018-09-14 2021-07-27 Biosense Webster (Israel) Ltd. Systems and methods of ablating cardiac tissue
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
US11266817B2 (en) 2018-10-25 2022-03-08 Medtronic Vascular, Inc. Cavitation catheter
CN113423462A (zh) * 2018-10-26 2021-09-21 丹拿·凯米 经口咽微创治疗胃肠道疾病的装置和方法
US11045628B2 (en) 2018-12-11 2021-06-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Balloon catheter with high articulation
JP6808709B2 (ja) * 2018-12-25 2021-01-06 清明 本間 カテーテルおよびカテーテルシステム
US11191944B2 (en) 2019-01-24 2021-12-07 Magenta Medical Ltd. Distal tip element for a ventricular assist device
US11691006B2 (en) 2019-04-22 2023-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical stimulation devices for cancer treatment
CN113766949A (zh) * 2019-04-22 2021-12-07 波士顿科学国际有限公司 用于施用电刺激以治疗癌症的系统
US11850422B2 (en) 2019-04-23 2023-12-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrodes for electrical stimulation to treat cancer
US11607542B2 (en) 2019-04-23 2023-03-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical stimulation for cancer treatment with internal and external electrodes
US11712561B2 (en) 2019-04-23 2023-08-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical stimulation with thermal treatment or thermal monitoring
KR102227910B1 (ko) * 2019-05-13 2021-03-12 인제대학교 산학협력단 다중 전극형 와이어 및 이를 포함하는 모니터링 시스템
US20200376262A1 (en) * 2019-05-30 2020-12-03 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for making and using implantable electrical/optical stimulation leads and systems
ES2969524T3 (es) 2019-06-20 2024-05-21 Axon Therapies Inc Dispositivos para la ablación endovascular de un nervio esplácnico
EP3990100A4 (en) 2019-06-26 2023-07-19 Neurostim Technologies LLC NON-INVASIVE NERVE ACTIVATOR WITH ADAPTIVE CIRCUIT
WO2021126921A1 (en) 2019-12-16 2021-06-24 Neurostim Solutions, Llc Non-invasive nerve activator with boosted charge delivery
JP2023510597A (ja) 2020-01-17 2023-03-14 アクソン セラピーズ，インク． 内臓神経の血管内アブレーションの方法及びデバイス
US11642178B2 (en) * 2020-02-07 2023-05-09 Centerline Biomedical, Inc. Guidewire
WO2021173509A1 (en) 2020-02-24 2021-09-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems and methods for treatment of pancreatic cancer
US20210283372A1 (en) * 2020-03-11 2021-09-16 Stryker Corporation Slotted medical devices with fillers
JP7352011B2 (ja) * 2020-03-18 2023-09-27 日本ライフライン株式会社 アブレーション制御システム
CN111544110B (zh) * 2020-05-06 2021-07-20 安进医疗科技（北京）有限公司 内镜手术电极组件
US11819265B2 (en) 2020-07-28 2023-11-21 Biosense Webster (Israel) Ltd. Cautious irreversible-electroporation (IRE) protocol for avoiding bubble generation
KR20220037903A (ko) * 2020-09-18 2022-03-25 (주) 타우피엔유메디칼 심방세동 시술용 카테터 및 이를 이용한 심방세동 시술 방법
US11974803B2 (en) 2020-10-12 2024-05-07 Biosense Webster (Israel) Ltd. Basket catheter with balloon
KR102296026B1 (ko) 2020-12-03 2021-09-02 주식회사 딥큐어 전극 장치
US11957852B2 (en) 2021-01-14 2024-04-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Intravascular balloon with slidable central irrigation tube
US20220370119A1 (en) * 2021-05-18 2022-11-24 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with multiple physically symmetrical ablation electrodes that are asymmetric electrically
KR102347531B1 (ko) 2021-06-08 2022-01-07 주식회사 딥큐어 전극 유닛 및 이를 포함하는 전극 장치
KR102388034B1 (ko) * 2021-07-29 2022-04-20 주식회사 딥큐어 체내의 신경을 차단 또는 조절하기 위한 전극 장치
CA3229340A1 (en) 2021-08-18 2023-02-23 Du Jin Bach Electrode apparatus for nerve denervation or modulation in vivo
KR102373999B1 (ko) 2021-08-18 2022-03-15 주식회사 딥큐어 체내의 신경을 차단 또는 조절하기 위한 전극 장치
WO2023025590A1 (en) * 2021-08-24 2023-03-02 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Neuromodulation catheter
US20230101016A1 (en) 2021-09-27 2023-03-30 Medtronic, Inc. Intra-body electrode with a poly(3,4-ethylenedioxythiophene)-based coating
CN117979915A (zh) * 2021-09-30 2024-05-03 美敦力爱尔兰制造无限公司 用于线材穿行和电极焊接对准的远侧护套孔
CN114191707B (zh) * 2021-12-15 2022-12-23 广东花至美容科技有限公司 基于皮肤阻抗的美容仪射频功率控制方法及设备
WO2023117484A1 (en) * 2021-12-22 2023-06-29 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Neuromodulation catheter including multiple helical therapeutic elements
WO2023118183A1 (en) * 2021-12-22 2023-06-29 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Catheter with hypotube having exchange joint opening
KR20240015185A (ko) 2022-07-26 2024-02-05 주식회사 딥큐어 체내의 신경을 차단 또는 조절하기 위한 전극 장치
KR20240058221A (ko) 2022-10-25 2024-05-03 주식회사 딥큐어 체내의 신경을 차단 또는 조절하기 위한 전극 장치
KR102599513B1 (ko) * 2022-11-07 2023-11-07 주식회사 칼로스메디칼 혈관 직경에 따라 조작 가능한 신경차단용 카테터
CN117122405B (zh) * 2023-10-13 2024-06-11 山东维心医疗器械有限公司 一种用于病理性穿通静脉介入治疗的电凝器

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009500052A (ja) * 2005-06-20 2009-01-08 アブレーション フロンティアズ，インコーポレーテッド アブレーションカテーテル

Family Cites Families (715)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US1031990A (en) 1912-01-08 1912-07-09 Ralph R Essig Toy.
US1026408A (en) 1912-01-24 1912-05-14 Alfred H Koeller Wind-shield.
GB1456509A (en) 1973-02-20 1976-11-24 Dow Corning Ltd Bonding silicone rubber to wood and masonry
US4154246A (en) 1977-07-25 1979-05-15 Leveen Harry H Field intensification in radio frequency thermotherapy
US4169464A (en) 1977-12-16 1979-10-02 Cordis Corporation Catheter for selective catheterization of aortic branches
US4419819A (en) 1982-01-29 1983-12-13 Medtronic, Inc. Method of making biomedical lead with lobed lead anchor
US4488561A (en) 1983-06-27 1984-12-18 Medtronic, Inc. Pacing lead with insertable memory coil
EP0132344A3 (en) 1983-07-20 1986-01-22 Purdue Research Foundation Improved catheter based cardiac output sensor
US4618600A (en) 1984-04-19 1986-10-21 Biotechnology Research Associates, J.V. Novel polypeptide diuretic/vasodilators
US4602624A (en) 1984-10-11 1986-07-29 Case Western Reserve University Implantable cuff, method of manufacture, and method of installation
US4649936A (en) 1984-10-11 1987-03-17 Case Western Reserve University Asymmetric single electrode cuff for generation of unidirectionally propagating action potentials for collision blocking
JPS61116595A (ja) 1984-11-12 1986-06-04 Riso Kagaku Corp 感熱孔版印刷用原紙
JPS61151245A (ja) 1984-12-25 1986-07-09 Sumitomo Electric Ind Ltd 多孔性薄膜材料の表面処理方法
US4706671A (en) 1985-05-02 1987-11-17 Weinrib Harry P Catheter with coiled tip
US4660571A (en) 1985-07-18 1987-04-28 Cordis Corporation Percutaneous lead having radially adjustable electrode
US5449343A (en) 1985-07-30 1995-09-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Steerable dilatation catheter
US4709698A (en) 1986-05-14 1987-12-01 Thomas J. Fogarty Heatable dilation catheter
US4796643A (en) 1986-09-30 1989-01-10 Telectronics N.V. Medical electrode leads
US5231995A (en) 1986-11-14 1993-08-03 Desai Jawahar M Method for catheter mapping and ablation
US5365926A (en) 1986-11-14 1994-11-22 Desai Jawahar M Catheter for mapping and ablation and method therefor
US4834724A (en) 1987-04-06 1989-05-30 Geiss Alan C Device for aspirating fluids from a body cavity or hollow organ
US4781682A (en) 1987-08-13 1988-11-01 Patel Piyush V Catheter having support flaps and method of inserting catheter
US5154705A (en) 1987-09-30 1992-10-13 Lake Region Manufacturing Co., Inc. Hollow lumen cable apparatus
US4819661A (en) 1987-10-26 1989-04-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Positive fixation cardiac electrode with drug elution capabilities
US4860769A (en) 1987-11-12 1989-08-29 Thomas J. Fogarty Implantable defibrillation electrode
US4957118A (en) 1988-01-15 1990-09-18 Jay Erlebacher Electrode lead
US4890623A (en) 1988-03-14 1990-01-02 C. R. Bard, Inc. Biopotential sensing device and method for making
EP0377749B1 (en) 1988-06-06 1994-08-31 Sumitomo Electric Industries, Ltd. Catheter
GB8814898D0 (en) 1988-06-22 1988-07-27 Evans J M Catheters & methods of manufacture
EP0352955A3 (en) 1988-07-22 1990-05-09 Baxter International Inc. Metal hot tip catheter with fused tip and temperature feedback loop
US4921484A (en) 1988-07-25 1990-05-01 Cordis Corporation Mesh balloon catheter device
US5249585A (en) 1988-07-28 1993-10-05 Bsd Medical Corporation Urethral inserted applicator for prostate hyperthermia
US4998923A (en) 1988-08-11 1991-03-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Steerable dilatation catheter
US4920979A (en) 1988-10-12 1990-05-01 Huntington Medical Research Institute Bidirectional helical electrode for nerve stimulation
US4995868A (en) 1988-10-12 1991-02-26 Bard Limited Catheter
US4955377A (en) 1988-10-28 1990-09-11 Lennox Charles D Device and method for heating tissue in a patient's body
US5011488A (en) 1988-12-07 1991-04-30 Robert Ginsburg Thrombus extraction system
WO1990007303A1 (en) 1989-01-06 1990-07-12 Angioplasty Systems, Inc. Electrosurgical catheter for resolving atherosclerotic plaque
US5779698A (en) 1989-01-18 1998-07-14 Applied Medical Resources Corporation Angioplasty catheter system and method for making same
US4976711A (en) 1989-04-13 1990-12-11 Everest Medical Corporation Ablation catheter with selectively deployable electrodes
SE8902630L (sv) 1989-07-31 1991-02-01 Radi Medical Systems Kateter, styranordning samt kombination daerav
US5211651A (en) 1989-08-18 1993-05-18 Evi Corporation Catheter atherotome
US5156610A (en) 1989-08-18 1992-10-20 Evi Corporation Catheter atherotome
US5071424A (en) 1989-08-18 1991-12-10 Evi Corporation Catheter atherotome
US5282484A (en) 1989-08-18 1994-02-01 Endovascular Instruments, Inc. Method for performing a partial atherectomy
US5002067A (en) 1989-08-23 1991-03-26 Medtronic, Inc. Medical electrical lead employing improved penetrating electrode
US5016808A (en) 1989-09-14 1991-05-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable tapered spiral endocardial lead for use in internal defibrillation
US5133365A (en) 1989-09-14 1992-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable tapered spiral endocardial lead for use in internal defibrillation
US5209723A (en) 1990-01-08 1993-05-11 The Curators Of The University Of Missouri Multiple lumen catheter for hemodialysis
US5158564A (en) 1990-02-14 1992-10-27 Angiomed Ag Atherectomy apparatus
US5052998A (en) 1990-04-04 1991-10-01 Zimmon David S Indwelling stent and method of use
US5071407A (en) 1990-04-12 1991-12-10 Schneider (U.S.A.) Inc. Radially expandable fixation member
US5054501A (en) 1990-05-16 1991-10-08 Brigham & Women's Hospital Steerable guide wire for cannulation of tubular or vascular organs
US5188602A (en) 1990-07-12 1993-02-23 Interventional Thermodynamics, Inc. Method and device for delivering heat to hollow body organs
US5163928A (en) 1991-01-07 1992-11-17 Franklin Electronic Publishers, Incorporated Self-centering catheter
AU660444B2 (en) 1991-02-15 1995-06-29 Ingemar H. Lundquist Torquable catheter and method
US5156151A (en) 1991-02-15 1992-10-20 Cardiac Pathways Corporation Endocardial mapping and ablation system and catheter probe
US5329923A (en) 1991-02-15 1994-07-19 Lundquist Ingemar H Torquable catheter
US5425364A (en) 1991-02-15 1995-06-20 Cardiac Pathways Corporation Flexible strip assembly without feedthrough holes and device utilizing the same
US5228442A (en) 1991-02-15 1993-07-20 Cardiac Pathways Corporation Method for mapping, ablation, and stimulation using an endocardial catheter
US5345936A (en) 1991-02-15 1994-09-13 Cardiac Pathways Corporation Apparatus with basket assembly for endocardial mapping
WO1992015356A1 (en) 1991-03-01 1992-09-17 Baxter International Inc. Cardiovascular catheter having discrete regions of varying flexibility
US5188619A (en) 1991-04-24 1993-02-23 Gene E. Myers Enterprises, Inc. Internal thoractic artery catheter
DE4113703C2 (de) 1991-04-26 1995-05-04 Thomas Osypka Führungskatheter mit vorgebogenem Endbereich
US5330496A (en) 1991-05-06 1994-07-19 Alferness Clifton A Vascular catheter assembly for tissue penetration and for cardiac stimulation and methods thereof
IT1245528B (it) 1991-05-06 1994-09-29 Mini Ricerca Scient Tecnolog Catetere per angioplastica e metodo per il suo ottenimento.
WO1992020291A1 (en) 1991-05-24 1992-11-26 Applied Medical Resources, Inc. Articulating tissue cutter assembly
DE69226539T2 (de) 1991-09-05 1999-04-29 Mayo Foundation Biegsame rohrförmige vorrichtung für medizinische anwendungen
US5741429A (en) 1991-09-05 1998-04-21 Cardia Catheter Company Flexible tubular device for use in medical applications
DE69233091T2 (de) 1991-11-08 2004-05-06 Boston Scientific Ltd., St. Michael Ablationselektrode mit isoliertem temperaturmesselement
US5628775A (en) 1991-11-08 1997-05-13 Ep Technologies, Inc. Flexible bond for sleeves enclosing a bendable electrode tip assembly
CA2082315C (en) 1991-11-13 1997-03-18 Harold I. Pearsall Catheter
US5358514A (en) 1991-12-18 1994-10-25 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Implantable microdevice with self-attaching electrodes
US5683366A (en) 1992-01-07 1997-11-04 Arthrocare Corporation System and method for electrosurgical tissue canalization
US5697882A (en) 1992-01-07 1997-12-16 Arthrocare Corporation System and method for electrosurgical cutting and ablation
DE69331929T2 (de) 1992-01-22 2003-01-09 Winston Thomas R Medizinisches katheter
US5327905A (en) 1992-02-14 1994-07-12 Boaz Avitall Biplanar deflectable catheter for arrhythmogenic tissue ablation
US5354297A (en) 1992-02-14 1994-10-11 Boaz Avitall Biplanar deflectable catheter for arrhythmogenic tissue ablation
US5263493A (en) 1992-02-24 1993-11-23 Boaz Avitall Deflectable loop electrode array mapping and ablation catheter for cardiac chambers
US5300099A (en) 1992-03-06 1994-04-05 Urologix, Inc. Gamma matched, helical dipole microwave antenna
US5239999A (en) 1992-03-27 1993-08-31 Cardiac Pathways Corporation Helical endocardial catheter probe
WO1993020878A1 (en) 1992-04-10 1993-10-28 Cardiorhythm Shapable handle for steerable electrode catheter
AU4280393A (en) 1992-04-10 1993-11-18 Cardiorhythm Intracardiac electrical potential reference catheter
US5318525A (en) 1992-04-10 1994-06-07 Medtronic Cardiorhythm Steerable electrode catheter
WO1993020886A1 (en) 1992-04-13 1993-10-28 Ep Technologies, Inc. Articulated systems for cardiac ablation
US5345031A (en) 1992-04-16 1994-09-06 The Trustees Of Princeton University Reduction of aromatic halide content
US5300068A (en) 1992-04-21 1994-04-05 St. Jude Medical, Inc. Electrosurgical apparatus
US5263492A (en) 1992-04-30 1993-11-23 Guy Voyce Recording goniometer
US5324284A (en) 1992-06-05 1994-06-28 Cardiac Pathways, Inc. Endocardial mapping and ablation system utilizing a separately controlled ablation catheter and method
DE9390317U1 (de) 1992-06-26 1995-02-09 Schneider Usa Inc Katheder mit aufweitbarer Drahtgeflechtspitze
US5772590A (en) 1992-06-30 1998-06-30 Cordis Webster, Inc. Cardiovascular catheter with laterally stable basket-shaped electrode array with puller wire
US5399164A (en) 1992-11-02 1995-03-21 Catheter Imaging Systems Catheter having a multiple durometer
US5542916A (en) 1992-08-12 1996-08-06 Vidamed, Inc. Dual-channel RF power delivery system
US5484400A (en) 1992-08-12 1996-01-16 Vidamed, Inc. Dual channel RF delivery system
US6623516B2 (en) 1992-08-13 2003-09-23 Mark A. Saab Method for changing the temperature of a selected body region
WO1994007446A1 (en) 1992-10-05 1994-04-14 Boston Scientific Corporation Device and method for heating tissue
US5634899A (en) 1993-08-20 1997-06-03 Cortrak Medical, Inc. Simultaneous cardiac pacing and local drug delivery method
WO1994010922A1 (en) 1992-11-13 1994-05-26 Ep Technologies, Inc. Cardial ablation systems using temperature monitoring
US5441483A (en) 1992-11-16 1995-08-15 Avitall; Boaz Catheter deflection control
CA2109980A1 (en) 1992-12-01 1994-06-02 Mir A. Imran Steerable catheter with adjustable bend location and/or radius and method
SE9203733D0 (sv) 1992-12-11 1992-12-11 Siemens Elema Ab Defibrilleringselektrod
US5256141A (en) 1992-12-22 1993-10-26 Nelson Gencheff Biological material deployment method and apparatus
US5387233A (en) 1993-01-11 1995-02-07 Incontrol, Inc. Intravenous cardiac lead with improved fixation and method
IT1266217B1 (it) 1993-01-18 1996-12-27 Xtrode Srl Elettrocatetere per la mappatura e l'intervento su cavita' cardiache.
US5358493A (en) 1993-02-18 1994-10-25 Scimed Life Systems, Inc. Vascular access catheter and methods for manufacture thereof
US5476495A (en) 1993-03-16 1995-12-19 Ep Technologies, Inc. Cardiac mapping and ablation systems
EP0673225A4 (en) 1993-03-16 1996-01-24 Ep Technologies ARRANGEMENT FOR MULTI-DIMENSIONAL DISPLAY AND TISSUE ABLATION OF THE HEART.
US5636634A (en) 1993-03-16 1997-06-10 Ep Technologies, Inc. Systems using guide sheaths for introducing, deploying, and stabilizing cardiac mapping and ablation probes
JP3345786B2 (ja) 1993-03-17 2002-11-18 ジャパンゴアテックス株式会社 可とう性チューブ及びその製造方法
US5383856A (en) 1993-03-19 1995-01-24 Bersin; Robert M. Helical spiral balloon catheter
US5523092A (en) 1993-04-14 1996-06-04 Emory University Device for local drug delivery and methods for using the same
US5716410A (en) 1993-04-30 1998-02-10 Scimed Life Systems, Inc. Temporary stent and method of use
US5693082A (en) 1993-05-14 1997-12-02 Fidus Medical Technology Corporation Tunable microwave ablation catheter system and method
US5611777A (en) 1993-05-14 1997-03-18 C.R. Bard, Inc. Steerable electrode catheter
US5860974A (en) 1993-07-01 1999-01-19 Boston Scientific Corporation Heart ablation catheter with expandable electrode and method of coupling energy to an electrode on a catheter shaft
ES2189805T3 (es) 1993-07-01 2003-07-16 Boston Scient Ltd Cateteres de visualizacion de imagen, de potencial electrico y de ablacion.
US5545200A (en) 1993-07-20 1996-08-13 Medtronic Cardiorhythm Steerable electrophysiology catheter
US5487757A (en) 1993-07-20 1996-01-30 Medtronic Cardiorhythm Multicurve deflectable catheter
US5405374A (en) 1993-08-25 1995-04-11 Medtronic, Inc. Transvenous defibrillation lead and method of use
US5807395A (en) 1993-08-27 1998-09-15 Medtronic, Inc. Method and apparatus for RF ablation and hyperthermia
US5980516A (en) 1993-08-27 1999-11-09 Medtronic, Inc. Method and apparatus for R-F ablation
US5427118A (en) 1993-10-04 1995-06-27 Baxter International Inc. Ultrasonic guidewire
WO1995010318A1 (en) 1993-10-14 1995-04-20 Ep Technologies, Inc. Electrode elements for forming lesion patterns
US5582609A (en) 1993-10-14 1996-12-10 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for forming large lesions in body tissue using curvilinear electrode elements
US5673695A (en) 1995-08-02 1997-10-07 Ep Technologies, Inc. Methods for locating and ablating accessory pathways in the heart
WO1995010322A1 (en) 1993-10-15 1995-04-20 Ep Technologies, Inc. Creating complex lesion patterns in body tissue
WO1995010225A1 (en) 1993-10-15 1995-04-20 Ep Technologies, Inc. Multiple electrode element for mapping and ablating
US5545193A (en) 1993-10-15 1996-08-13 Ep Technologies, Inc. Helically wound radio-frequency emitting electrodes for creating lesions in body tissue
US5575810A (en) 1993-10-15 1996-11-19 Ep Technologies, Inc. Composite structures and methods for ablating tissue to form complex lesion patterns in the treatment of cardiac conditions and the like
CA2102250A1 (en) 1993-11-02 1995-05-03 Robert S. Schwartz Flexible catheter guidewire
US5571147A (en) 1993-11-02 1996-11-05 Sluijter; Menno E. Thermal denervation of an intervertebral disc for relief of back pain
US5564440A (en) 1993-11-03 1996-10-15 Daig Corporation Method for mopping and/or ablation of anomalous conduction pathways
US5575766A (en) 1993-11-03 1996-11-19 Daig Corporation Process for the nonsurgical mapping and treatment of atrial arrhythmia using catheters guided by shaped guiding introducers
US5497774A (en) 1993-11-03 1996-03-12 Daig Corporation Guiding introducer for left atrium
US5507743A (en) 1993-11-08 1996-04-16 Zomed International Coiled RF electrode treatment apparatus
US5599345A (en) 1993-11-08 1997-02-04 Zomed International, Inc. RF treatment apparatus
DE69433213T2 (de) 1993-11-10 2004-05-06 Medtronic, Inc., Minneapolis Katheter mit Elektrodenanordnung
US5487385A (en) 1993-12-03 1996-01-30 Avitall; Boaz Atrial mapping and ablation catheter system
US5730127A (en) 1993-12-03 1998-03-24 Avitall; Boaz Mapping and ablation catheter system
US6099524A (en) 1994-01-28 2000-08-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrophysiological mapping and ablation catheter and method
US5462545A (en) 1994-01-31 1995-10-31 New England Medical Center Hospitals, Inc. Catheter electrodes
US5505201A (en) 1994-04-20 1996-04-09 Case Western Reserve University Implantable helical spiral cuff electrode
US5882333A (en) 1994-05-13 1999-03-16 Cardima, Inc. Catheter with deflectable distal section
US5617854A (en) 1994-06-22 1997-04-08 Munsif; Anand Shaped catheter device and method
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
US6009877A (en) 1994-06-24 2000-01-04 Edwards; Stuart D. Method for treating a sphincter
ES2214493T3 (es) 1994-06-27 2004-09-16 Boston Scientific Limited Un sistema de regulacion de ablacion del tejido usando los sensores de la temperatura.
US5680860A (en) 1994-07-07 1997-10-28 Cardiac Pathways Corporation Mapping and/or ablation catheter with coilable distal extremity and method for using same
US5690611A (en) 1994-07-08 1997-11-25 Daig Corporation Process for the treatment of atrial arrhythima using a catheter guided by shaped giding introducers
US5810802A (en) 1994-08-08 1998-09-22 E.P. Technologies, Inc. Systems and methods for controlling tissue ablation using multiple temperature sensing elements
US5476498A (en) 1994-08-15 1995-12-19 Incontrol, Inc. Coronary sinus channel lead and method
US5609151A (en) 1994-09-08 1997-03-11 Medtronic, Inc. Method for R-F ablation
US5519172A (en) 1994-09-13 1996-05-21 W. L. Gore & Associates, Inc. Jacket material for protection of electrical conductors
US5545475A (en) 1994-09-20 1996-08-13 W. L. Gore & Associates Microfiber-reinforced porous polymer film and a method for manufacturing the same and composites made thereof
US5509909A (en) 1994-10-06 1996-04-23 Moy; Grant G. Bent chest tube assembly
US5885278A (en) 1994-10-07 1999-03-23 E.P. Technologies, Inc. Structures for deploying movable electrode elements
US5722401A (en) 1994-10-19 1998-03-03 Cardiac Pathways Corporation Endocardial mapping and/or ablation catheter probe
US5554114A (en) 1994-10-20 1996-09-10 Micro Therapeutics, Inc. Infusion device with preformed shape
GB9501424D0 (en) 1995-01-25 1995-03-15 Carrie Len Epidural catheter
IT1278372B1 (it) 1995-02-15 1997-11-20 Sorin Biomedica Cardio Spa Catetere, particolarmente per il trattamento di aritmie cardiache.
DE19507929A1 (de) 1995-02-24 1996-09-05 Biotronik Mess & Therapieg Elektrodensystem zur Messung des monophasischen Aktionspotentials
CA2212808C (en) 1995-02-28 2007-12-04 Boston Scientific Corporation Polymeric implements for torque transmission
DE69518337T2 (de) 1995-03-10 2001-02-01 Impra Inc Endoluminal eingekapselter stent und herstellverfahren
US5676662A (en) 1995-03-17 1997-10-14 Daig Corporation Ablation catheter
NL1000183C2 (nl) 1995-04-20 1996-10-22 Clemens Josephus Jacobs Catheter.
AU5558096A (en) 1995-05-01 1996-11-21 Medtronic Cardiorhythm Dual curve ablation catheter and method
US5681280A (en) 1995-05-02 1997-10-28 Heart Rhythm Technologies, Inc. Catheter control system
WO1996034571A1 (en) 1995-05-04 1996-11-07 Cosman Eric R Cool-tip electrode thermosurgery system
WO1996038196A1 (en) 1995-06-02 1996-12-05 Guided Medical Systems, Inc. Composite guide catheter of adjustable shape
US6149620A (en) 1995-11-22 2000-11-21 Arthrocare Corporation System and methods for electrosurgical tissue treatment in the presence of electrically conductive fluid
US6090104A (en) 1995-06-07 2000-07-18 Cordis Webster, Inc. Catheter with a spirally wound flat ribbon electrode
US6322558B1 (en) 1995-06-09 2001-11-27 Engineering & Research Associates, Inc. Apparatus and method for predicting ablation depth
US5827272A (en) 1995-08-07 1998-10-27 Medtronic Cardiorhythm Simplified torquing electrode catheter
US5672174A (en) 1995-08-15 1997-09-30 Rita Medical Systems, Inc. Multiple antenna ablation apparatus and method
US5707400A (en) 1995-09-19 1998-01-13 Cyberonics, Inc. Treating refractory hypertension by nerve stimulation
US6283951B1 (en) 1996-10-11 2001-09-04 Transvascular, Inc. Systems and methods for delivering drugs to selected locations within the body
US5700282A (en) 1995-10-13 1997-12-23 Zabara; Jacob Heart rhythm stabilization using a neurocybernetic prosthesis
US6283960B1 (en) 1995-10-24 2001-09-04 Oratec Interventions, Inc. Apparatus for delivery of energy to a surgical site
US5843050A (en) 1995-11-13 1998-12-01 Micro Therapeutics, Inc. Microcatheter
US5823955A (en) 1995-11-20 1998-10-20 Medtronic Cardiorhythm Atrioventricular valve tissue ablation catheter and method
SE9504333D0 (sv) 1995-12-04 1995-12-04 Pacesetter Ab Styrtrådsenhet
US5931830A (en) 1995-12-07 1999-08-03 Sarcos L.C. Hollow coil guide wire apparatus for catheters
DE19546941A1 (de) 1995-12-15 1997-06-19 Biotronik Mess & Therapieg Einzel-Elektrode für Zweikammer-Herzschrittmachersysteme, insbesondere für DDD-Herzschrittmachersysteme
US5895398A (en) 1996-02-02 1999-04-20 The Regents Of The University Of California Method of using a clot capture coil
US5695506A (en) 1996-02-06 1997-12-09 Devices For Vascular Intervention Catheter device with a flexible housing
WO1997029800A1 (en) 1996-02-13 1997-08-21 Cardiovascular Dynamics, Inc. Hybrid catheter shaft
US5807249A (en) 1996-02-16 1998-09-15 Medtronic, Inc. Reduced stiffness, bidirectionally deflecting catheter assembly
US6436056B1 (en) 1996-02-28 2002-08-20 Boston Scientific Corporation Polymeric implements for torque transmission
US6036687A (en) 1996-03-05 2000-03-14 Vnus Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for treating venous insufficiency
US6032077A (en) 1996-03-06 2000-02-29 Cardiac Pathways Corporation Ablation catheter with electrical coupling via foam drenched with a conductive fluid
US5755760A (en) 1996-03-11 1998-05-26 Medtronic, Inc. Deflectable catheter
JP3529537B2 (ja) 1996-03-25 2004-05-24 テルモ株式会社 電極カテーテル
US5997526A (en) 1996-03-25 1999-12-07 The Uab Research Foundation Shape memory catheter
EP0944353B1 (en) 1996-04-02 2002-11-06 Cordis Webster, Inc. Electrophysiology catheter with a bullseye electrode
US5755761A (en) 1996-04-26 1998-05-26 Pharmatarget, Inc. Atrial pacing catheter and method having multiple electrodes in the right atrium and coronary sinus
US6042578A (en) 1996-05-13 2000-03-28 Schneider (Usa) Inc. Catheter reinforcing braids
US5899892A (en) 1996-05-31 1999-05-04 Scimed Life Systems, Inc. Catheter having distal fiber braid
US6223070B1 (en) 1998-03-16 2001-04-24 Cook, Inc. Indwelling catheter
US5727555A (en) 1996-06-18 1998-03-17 Cook Incorporated Indwelling catheter
US6546280B2 (en) 1996-06-18 2003-04-08 Cook Incorporated Indwelling catheter
US5899890A (en) 1996-06-21 1999-05-04 Medtronic, Inc. Flow-directed catheter system and method of use
US5827242A (en) 1996-06-21 1998-10-27 Medtronic, Inc. Reinforced catheter body and method for its fabrication
US5944710A (en) 1996-06-24 1999-08-31 Genetronics, Inc. Electroporation-mediated intravascular delivery
US6246912B1 (en) 1996-06-27 2001-06-12 Sherwood Services Ag Modulated high frequency tissue modification
US5983141A (en) 1996-06-27 1999-11-09 Radionics, Inc. Method and apparatus for altering neural tissue function
US5882346A (en) 1996-07-15 1999-03-16 Cardiac Pathways Corporation Shapable catheter using exchangeable core and method of use
US5972019A (en) 1996-07-25 1999-10-26 Target Therapeutics, Inc. Mechanical clot treatment device
US5826576A (en) 1996-08-08 1998-10-27 Medtronic, Inc. Electrophysiology catheter with multifunction wire and method for making
US5800494A (en) 1996-08-20 1998-09-01 Fidus Medical Technology Corporation Microwave ablation catheters having antennas with distal fire capabilities
US5697928A (en) 1996-09-23 1997-12-16 Uab Research Foundation Cardic electrode catheter
US5891134A (en) 1996-09-24 1999-04-06 Goble; Colin System and method for applying thermal energy to tissue
NL1004160C2 (nl) 1996-10-01 1998-04-02 Cordis Europ Ablatiekatheter met inductief verhit verhittingsorgaan.
US6311692B1 (en) 1996-10-22 2001-11-06 Epicor, Inc. Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease
US7052493B2 (en) 1996-10-22 2006-05-30 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
US20040260278A1 (en) * 1996-10-22 2004-12-23 Anderson Scott C. Apparatus and method for ablating tissue
US6719755B2 (en) * 1996-10-22 2004-04-13 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
US6096036A (en) 1998-05-05 2000-08-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Steerable catheter with preformed distal shape and method for use
US5827268A (en) 1996-10-30 1998-10-27 Hearten Medical, Inc. Device for the treatment of patent ductus arteriosus and method of using the device
US5893885A (en) 1996-11-01 1999-04-13 Cordis Webster, Inc. Multi-electrode ablation catheter
US6091995A (en) 1996-11-08 2000-07-18 Surx, Inc. Devices, methods, and systems for shrinking tissues
US5931848A (en) 1996-12-02 1999-08-03 Angiotrax, Inc. Methods for transluminally performing surgery
US5954719A (en) 1996-12-11 1999-09-21 Irvine Biomedical, Inc. System for operating a RF ablation generator
US5910129A (en) 1996-12-19 1999-06-08 Ep Technologies, Inc. Catheter distal assembly with pull wires
US6076012A (en) 1996-12-19 2000-06-13 Ep Technologies, Inc. Structures for supporting porous electrode elements
US6048329A (en) 1996-12-19 2000-04-11 Ep Technologies, Inc. Catheter distal assembly with pull wires
SE507786C2 (sv) 1997-02-04 1998-07-13 Stig Bengmark Sond för åstadkommande av fluidumförbindelse med tunntarmen
US5873865A (en) 1997-02-07 1999-02-23 Eclipse Surgical Technologies, Inc. Spiral catheter with multiple guide holes
US5730741A (en) 1997-02-07 1998-03-24 Eclipse Surgical Technologies, Inc. Guided spiral catheter
WO1998034558A2 (en) 1997-02-12 1998-08-13 Oratec Interventions, Inc. Concave probe for arthroscopic surgery
US6355016B1 (en) 1997-03-06 2002-03-12 Medtronic Percusurge, Inc. Catheter core wire
US6086582A (en) 1997-03-13 2000-07-11 Altman; Peter A. Cardiac drug delivery system
US5954761A (en) 1997-03-25 1999-09-21 Intermedics Inc. Implantable endocardial lead assembly having a stent
JP3274384B2 (ja) 1997-03-31 2002-04-15 株式会社パイオラックス 留置カテーテル及びその挿入装置
WO1998043530A1 (en) 1997-03-31 1998-10-08 Biosense Inc. Deflectable catheter
US5879295A (en) 1997-04-02 1999-03-09 Medtronic, Inc. Enhanced contact steerable bowing electrode catheter assembly
US5876373A (en) 1997-04-04 1999-03-02 Eclipse Surgical Technologies, Inc. Steerable catheter
US5972026A (en) 1997-04-07 1999-10-26 Broncus Technologies, Inc. Bronchial stenter having diametrically adjustable electrodes
US7027869B2 (en) 1998-01-07 2006-04-11 Asthmatx, Inc. Method for treating an asthma attack
US5865815A (en) 1997-04-25 1999-02-02 Contimed, Inc. Prostatic obstruction relief catheter
US6078840A (en) 1997-04-30 2000-06-20 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having improved fixation
DE69828985T2 (de) 1997-04-30 2005-10-13 Latis, Inc. Lichtgebender katheter sowie anwendungsverfahren
WO1998050098A1 (en) 1997-05-08 1998-11-12 Microvena Corporation Improved multi-durometer catheter
US5952671A (en) 1997-05-09 1999-09-14 Micron Technology, Inc. Small electrode for a chalcogenide switching device and method for fabricating same
US6024740A (en) 1997-07-08 2000-02-15 The Regents Of The University Of California Circumferential ablation device assembly
US6012457A (en) 1997-07-08 2000-01-11 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
WO1998052637A1 (en) 1997-05-23 1998-11-26 Biosense, Inc. Catheter with oblique lumen
US5895378A (en) 1997-05-29 1999-04-20 Target Therapeutics, Inc. Flow-directed catheter having multiple tapers and radio-opaque markers
US5951539A (en) 1997-06-10 1999-09-14 Target Therpeutics, Inc. Optimized high performance multiple coil spiral-wound vascular catheter
US6152912A (en) 1997-06-10 2000-11-28 Target Therapeutics, Inc. Optimized high performance spiral-wound vascular catheter
US6161048A (en) 1997-06-26 2000-12-12 Radionics, Inc. Method and system for neural tissue modification
WO1999000060A1 (en) 1997-06-26 1999-01-07 Advanced Coronary Intervention Electrosurgical catheter for resolving obstructions by radio frequency ablation
US6565562B1 (en) 1997-06-27 2003-05-20 Baylis Medical Company Inc. Method for the radio frequency perforation and the enlargement of a body tissue
BR9811101A (pt) 1997-07-08 2001-12-26 Univ California Montagem de dispositivo e método de ablaçãocircunferencial
US6514249B1 (en) 1997-07-08 2003-02-04 Atrionix, Inc. Positioning system and method for orienting an ablation element within a pulmonary vein ostium
US6869431B2 (en) 1997-07-08 2005-03-22 Atrionix, Inc. Medical device with sensor cooperating with expandable member
US6117101A (en) 1997-07-08 2000-09-12 The Regents Of The University Of California Circumferential ablation device assembly
US6164283A (en) 1997-07-08 2000-12-26 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
US6500174B1 (en) 1997-07-08 2002-12-31 Atrionix, Inc. Circumferential ablation device assembly and methods of use and manufacture providing an ablative circumferential band along an expandable member
AU8507698A (en) 1997-07-29 1999-02-22 Ep Technologies Inc Improved catheter distal end assemblies
US6125302A (en) 1997-09-02 2000-09-26 Advanced Bionics Corporation Precurved modiolar-hugging cochlear electrode
WO1999011313A1 (en) 1997-09-04 1999-03-11 Alcon Laboratories, Inc. Flexible tube with circular grooves of varying width and depth
EP0900547B1 (en) 1997-09-05 2007-05-30 Biosense Webster, Inc. Steerable catheter for detecting and revascularizing ischemic myocardial tissue
US5871531A (en) 1997-09-25 1999-02-16 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having tapered spiral fixation
US5891114A (en) 1997-09-30 1999-04-06 Target Therapeutics, Inc. Soft-tip high performance braided catheter
US6048338A (en) 1997-10-15 2000-04-11 Scimed Life Systems, Inc. Catheter with spiral cut transition member
AU1190699A (en) 1997-10-20 1999-05-10 Robert D. Bersin Helical spiral balloon catheter
US6156046A (en) 1997-11-07 2000-12-05 Prolifix Medical, Inc. Methods and systems for treating obstructions in a body lumen
EP1030610A1 (en) 1997-11-07 2000-08-30 Prolifix Medical, Inc. Methods and systems for treating obstructions in a body lumen
US6120500A (en) 1997-11-12 2000-09-19 Daig Corporation Rail catheter ablation and mapping system
US6120476A (en) 1997-12-01 2000-09-19 Cordis Webster, Inc. Irrigated tip catheter
US5935124A (en) 1997-12-02 1999-08-10 Cordis Webster, Inc. Tip electrode with multiple temperature sensors
US6917834B2 (en) 1997-12-03 2005-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for creating lesions in endocardial and surrounding tissue to isolate focal arrhythmia substrates
US6273876B1 (en) 1997-12-05 2001-08-14 Intratherapeutics, Inc. Catheter segments having circumferential supports with axial projection
US6280441B1 (en) 1997-12-15 2001-08-28 Sherwood Services Ag Apparatus and method for RF lesioning
US6273886B1 (en) 1998-02-19 2001-08-14 Curon Medical, Inc. Integrated tissue heating and cooling apparatus
EP0937481A1 (en) 1998-02-19 1999-08-25 Precision Vascular Systems, Inc. Catheter or guidewire with varying flexibility
US6142993A (en) 1998-02-27 2000-11-07 Ep Technologies, Inc. Collapsible spline structure using a balloon as an expanding actuator
US6308090B1 (en) 1998-03-09 2001-10-23 Irvine Biomedical, Inc. Devices and methods for coronary sinus mapping
US5951471A (en) 1998-03-09 1999-09-14 Irvine Biomedical, Inc. Catheter-based coronary sinus mapping and ablation
US6132456A (en) 1998-03-10 2000-10-17 Medtronic, Inc. Arrangement for implanting an endocardial cardiac lead
US6078841A (en) 1998-03-27 2000-06-20 Advanced Bionics Corporation Flexible positioner for use with implantable cochlear electrode array
US6071729A (en) 1998-04-02 2000-06-06 Jeffries; Thomas W. Disruption of the cytochrome C gene in xylose-fermenting yeast
US6314325B1 (en) 1998-04-07 2001-11-06 William R. Fitz Nerve hyperpolarization method and apparatus for pain relief
AU3491499A (en) 1998-04-13 1999-11-01 Prolifix Medical, Inc. Guidewire for precision catheter positioning
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
US5968085A (en) 1998-04-20 1999-10-19 Medtronic, Inc. Pacing lead with integral guidance using ultrasound
EP0951920B1 (de) 1998-04-22 2004-10-20 BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin Gefässelektrodenleitung
US6511492B1 (en) 1998-05-01 2003-01-28 Microvention, Inc. Embolectomy catheters and methods for treating stroke and other small vessel thromboembolic disorders
US6146381A (en) 1998-05-05 2000-11-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Catheter having distal region for deflecting axial forces
US6592581B2 (en) 1998-05-05 2003-07-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Preformed steerable catheter with movable outer sleeve and method for use
US6074339A (en) 1998-05-07 2000-06-13 Medtronic Ave, Inc. Expandable braid device and method for radiation treatment
US6327505B1 (en) 1998-05-07 2001-12-04 Medtronic, Inc. Method and apparatus for rf intraluminal reduction and occlusion
US6231572B1 (en) 1998-05-29 2001-05-15 Applied Medical Resources Corporation Electrosurgical catheter apparatus and method
US7198635B2 (en) 2000-10-17 2007-04-03 Asthmatx, Inc. Modification of airways by application of energy
US6292695B1 (en) 1998-06-19 2001-09-18 Wilton W. Webster, Jr. Method and apparatus for transvascular treatment of tachycardia and fibrillation
US6094596A (en) 1998-06-19 2000-07-25 Angeron Corporation Transvenous defibrillation lead system for use in middle cardiac vein
US6322559B1 (en) 1998-07-06 2001-11-27 Vnus Medical Technologies, Inc. Electrode catheter having coil structure
US6302903B1 (en) 1998-07-07 2001-10-16 Medtronic, Inc. Straight needle apparatus for creating a virtual electrode used for the ablation of tissue
US6179860B1 (en) 1998-08-19 2001-01-30 Artemis Medical, Inc. Target tissue localization device and method
US6610083B2 (en) 1998-08-24 2003-08-26 Radiant Medical, Inc. Multiple lumen heat exchange catheters
US6228109B1 (en) 1998-08-31 2001-05-08 Lily Chen Tu Methods for treating atherosclerosis and vulnerable plaques
US6053913A (en) * 1998-09-10 2000-04-25 Tu; Lily Chen Rapid exchange stented balloon catheter having ablation capabilities
US6123702A (en) 1998-09-10 2000-09-26 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods for controlling power in an electrosurgical probe
US6385472B1 (en) 1999-09-10 2002-05-07 Stereotaxis, Inc. Magnetically navigable telescoping catheter and method of navigating telescoping catheter
US6102890A (en) 1998-10-23 2000-08-15 Scimed Life Systems, Inc. Catheter having improved proximal shaft design
US10967045B2 (en) 1998-11-02 2021-04-06 Secretary of State for Health and Social Care Multicomponent meningococcal vaccine
US6701176B1 (en) 1998-11-04 2004-03-02 Johns Hopkins University School Of Medicine Magnetic-resonance-guided imaging, electrophysiology, and ablation
US7313444B2 (en) 1998-11-20 2007-12-25 Pacesetter, Inc. Self-anchoring coronary sinus lead
DE69917484T2 (de) 1998-12-14 2005-05-12 Tre Esse Progettazione Biomedica S.R.L. Kathetersystem zur durchführung einer intramyokardialen therapeutischen behandlung
US20070066972A1 (en) 2001-11-29 2007-03-22 Medwaves, Inc. Ablation catheter apparatus with one or more electrodes
US6210408B1 (en) 1999-02-24 2001-04-03 Scimed Life Systems, Inc. Guide wire system for RF recanalization of vascular blockages
ATE298536T1 (de) 1999-03-09 2005-07-15 Thermage Inc Vorichtung zur behandlung von gewebe
US6129750A (en) 1999-03-23 2000-10-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Fixation mechanism for a coronary venous pacing lead
US6161049A (en) 1999-03-26 2000-12-12 Urologix, Inc. Thermal therapy catheter
US6702811B2 (en) * 1999-04-05 2004-03-09 Medtronic, Inc. Ablation catheter assembly with radially decreasing helix and method of use
US20050010095A1 (en) 1999-04-05 2005-01-13 Medtronic, Inc. Multi-purpose catheter apparatus and method of use
US6325797B1 (en) 1999-04-05 2001-12-04 Medtronic, Inc. Ablation catheter and method for isolating a pulmonary vein
US20010007070A1 (en) * 1999-04-05 2001-07-05 Medtronic, Inc. Ablation catheter assembly and method for isolating a pulmonary vein
US20040044350A1 (en) 1999-04-09 2004-03-04 Evalve, Inc. Steerable access sheath and methods of use
US6939346B2 (en) 1999-04-21 2005-09-06 Oratec Interventions, Inc. Method and apparatus for controlling a temperature-controlled probe
CA2336416A1 (en) 1999-04-30 2000-11-09 Gono Usami Catheter and guide wire
WO2000066017A1 (en) 1999-05-04 2000-11-09 Curon Medical, Inc. Electrodes for creating lesions in tissue regions at or near a sphincter
US6758830B1 (en) 1999-05-11 2004-07-06 Atrionix, Inc. Catheter positioning system
EP2289448B1 (en) 1999-05-11 2013-03-13 Atrionix, Inc. Tissue ablation system including a balloon anchor wire
US6692490B1 (en) 1999-05-18 2004-02-17 Novasys Medical, Inc. Treatment of urinary incontinence and other disorders by application of energy and drugs
DE29909082U1 (de) 1999-05-25 1999-07-22 Starck Stimulations-, Sensing- und/oder Defibrillationselektrode sowie Ballon-Katheter zum Einbringen der Elektrode
US7171263B2 (en) 1999-06-04 2007-01-30 Impulse Dynamics Nv Drug delivery device
US6890329B2 (en) 1999-06-15 2005-05-10 Cryocath Technologies Inc. Defined deflection structure
US6546272B1 (en) 1999-06-24 2003-04-08 Mackinnon Nicholas B. Apparatus for in vivo imaging of the respiratory tract and other internal organs
JP2003503119A (ja) 1999-06-25 2003-01-28 エモリ ユニバーシティ 迷走神経刺激用機器及び方法
US6620172B1 (en) 1999-07-01 2003-09-16 Medsource Technologies, Inc. Entraining biological calculi
US6364904B1 (en) 1999-07-02 2002-04-02 Scimed Life Systems, Inc. Helically formed stent/graft assembly
US6605061B2 (en) 1999-07-14 2003-08-12 Tricardia, L.L.C. Catheter for drug injection in cardiovascular system
AU775394B2 (en) * 1999-07-19 2004-07-29 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Apparatus and method for ablating tissue
US6625195B1 (en) 1999-07-20 2003-09-23 Joseph Reid Henrichs Vertical cavity surface emitting laser that uses intracavity degenerate four wave mixing to produce phase-conjugated and distortion free collimated laser light
US6508804B2 (en) 1999-07-28 2003-01-21 Scimed Life Systems, Inc. Catheter having continuous lattice and coil reinforcement
US6246914B1 (en) 1999-08-12 2001-06-12 Irvine Biomedical, Inc. High torque catheter and methods thereof
US6442415B1 (en) 1999-08-12 2002-08-27 Magnetic Moments, L.L.C. Contrast-enhanced coronary artery and coronary artery bypass graft imaging using an aortic root catheter injection with either magnetic resonance angiography or computed tomographic angiography
US6611720B2 (en) 1999-08-12 2003-08-26 Irvine Biomedical Inc. High torque catheter possessing multi-directional deflectability and methods thereof
US6607520B2 (en) 1999-09-15 2003-08-19 The General Hospital Corporation Coiled ablation catheter system
US6454775B1 (en) 1999-12-06 2002-09-24 Bacchus Vascular Inc. Systems and methods for clot disruption and retrieval
JP2003510126A (ja) 1999-09-28 2003-03-18 ノヴァシス メディカル インコーポレイテッド エネルギーと薬の適用による組織の処置
US6749560B1 (en) 1999-10-26 2004-06-15 Circon Corporation Endoscope shaft with slotted tube
US6542781B1 (en) 1999-11-22 2003-04-01 Scimed Life Systems, Inc. Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue
US6745080B2 (en) 1999-11-22 2004-06-01 Scimed Life Systems, Inc. Helical and pre-oriented loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue
WO2001037723A2 (en) 1999-11-22 2001-05-31 Boston Scientific Limited Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue
US6529756B1 (en) 1999-11-22 2003-03-04 Scimed Life Systems, Inc. Apparatus for mapping and coagulating soft tissue in or around body orifices
US6711444B2 (en) 1999-11-22 2004-03-23 Scimed Life Systems, Inc. Methods of deploying helical diagnostic and therapeutic element supporting structures within the body
US6613046B1 (en) 1999-11-22 2003-09-02 Scimed Life Systems, Inc. Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue
DE10042330A1 (de) 1999-12-22 2002-03-14 Hans Sachse Dünndarmsonde, wandverstärkt
US6885888B2 (en) 2000-01-20 2005-04-26 The Cleveland Clinic Foundation Electrical stimulation of the sympathetic nerve chain
US6628976B1 (en) 2000-01-27 2003-09-30 Biosense Webster, Inc. Catheter having mapping assembly
US6859431B1 (en) 2000-01-28 2005-02-22 Ciena Corporation System and method for calculating protection routes in a network prior to failure
US6514226B1 (en) 2000-02-10 2003-02-04 Chf Solutions, Inc. Method and apparatus for treatment of congestive heart failure by improving perfusion of the kidney
US6540734B1 (en) 2000-02-16 2003-04-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multi-lumen extrusion tubing
US6770070B1 (en) 2000-03-17 2004-08-03 Rita Medical Systems, Inc. Lung treatment apparatus and method
US20010031981A1 (en) 2000-03-31 2001-10-18 Evans Michael A. Method and device for locating guidewire and treating chronic total occlusions
US6652517B1 (en) 2000-04-25 2003-11-25 Uab Research Foundation Ablation catheter, system, and method of use thereof
US6752805B2 (en) 2000-06-13 2004-06-22 Atrionix, Inc. Surgical ablation probe for forming a circumferential lesion
WO2002005868A2 (en) 2000-07-13 2002-01-24 Transurgical, Inc. Thermal treatment methods and apparatus with focused energy application
US6482221B1 (en) 2000-08-21 2002-11-19 Counter Clockwise, Inc. Manipulatable delivery catheter for occlusive devices (II)
US6584362B1 (en) 2000-08-30 2003-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads for pacing and/or sensing the heart from within the coronary veins
US6656195B2 (en) 2000-09-22 2003-12-02 Medtronic Xomed, Inc. Flexible inner tubular members and rotary tissue cutting instruments having flexible inner tubular members
US6850801B2 (en) 2001-09-26 2005-02-01 Cvrx, Inc. Mapping methods for cardiovascular reflex control devices
US7158832B2 (en) 2000-09-27 2007-01-02 Cvrx, Inc. Electrode designs and methods of use for cardiovascular reflex control devices
US6522926B1 (en) 2000-09-27 2003-02-18 Cvrx, Inc. Devices and methods for cardiovascular reflex control
US6985774B2 (en) 2000-09-27 2006-01-10 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
US7306591B2 (en) 2000-10-02 2007-12-11 Novasys Medical, Inc. Apparatus and methods for treating female urinary incontinence
US6640120B1 (en) 2000-10-05 2003-10-28 Scimed Life Systems, Inc. Probe assembly for mapping and ablating pulmonary vein tissue and method of using same
US6926669B1 (en) 2000-10-10 2005-08-09 Medtronic, Inc. Heart wall ablation/mapping catheter and method
US6802857B1 (en) 2000-10-11 2004-10-12 Uab Research Foundation MRI stent
US7104987B2 (en) 2000-10-17 2006-09-12 Asthmatx, Inc. Control system and process for application of energy to airway walls and other mediums
US7646544B2 (en) 2005-05-14 2010-01-12 Batchko Robert G Fluidic optical devices
US6616624B1 (en) 2000-10-30 2003-09-09 Cvrx, Inc. Systems and method for controlling renovascular perfusion
US6579308B1 (en) 2000-11-28 2003-06-17 Scimed Life Systems, Inc. Stent devices with detachable distal or proximal wires
US6676657B2 (en) 2000-12-07 2004-01-13 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Endoluminal radiofrequency cauterization system
US6554827B2 (en) 2000-12-11 2003-04-29 Scimed Life Systems, Inc. Radio frequency ablation system
US6527739B1 (en) 2000-12-29 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Spiraled balloon arrangement for treatment of a tortuous vessel
US20020087151A1 (en) 2000-12-29 2002-07-04 Afx, Inc. Tissue ablation apparatus with a sliding ablation instrument and method
EP1363700A4 (en) 2001-01-11 2005-11-09 Rita Medical Systems Inc INSTRUMENT AND METHOD FOR BONE TREATMENT
US6480747B2 (en) 2001-01-16 2002-11-12 Quetzal Biomedical, Inc. Cardiac electrode catheter and method of manufacturing same
US6451045B1 (en) 2001-02-22 2002-09-17 Alsius Corporation Heat exchange catheter having a helically wrapped heat exchanger
US6564096B2 (en) 2001-02-28 2003-05-13 Robert A. Mest Method and system for treatment of tachycardia and fibrillation
DE10114725A1 (de) 2001-03-21 2002-09-26 Biotronik Mess & Therapieg Intravaskuläre Elektrodenleitung
US7959626B2 (en) 2001-04-26 2011-06-14 Medtronic, Inc. Transmural ablation systems and methods
US6663627B2 (en) 2001-04-26 2003-12-16 Medtronic, Inc. Ablation system and method of use
US6648883B2 (en) 2001-04-26 2003-11-18 Medtronic, Inc. Ablation system and method of use
WO2002087676A2 (en) 2001-04-27 2002-11-07 C.R. Bard, Inc. Electrophysiology catheter for mapping and/or ablation
US6909920B2 (en) 2001-04-27 2005-06-21 Medtronic, Inc. System and method for positioning an implantable medical device within a body
US6972016B2 (en) 2001-05-01 2005-12-06 Cardima, Inc. Helically shaped electrophysiology catheter
US6585718B2 (en) 2001-05-02 2003-07-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Steerable catheter with shaft support system for resisting axial compressive loads
US20020169444A1 (en) 2001-05-08 2002-11-14 Mest Robert A. Catheter having continuous braided electrode
WO2002089908A1 (en) 2001-05-10 2002-11-14 Super Dimension Ltd. Steerable multiple electrode catheter and method
US6716207B2 (en) 2001-05-22 2004-04-06 Scimed Life Systems, Inc. Torqueable and deflectable medical device shaft
US6771996B2 (en) * 2001-05-24 2004-08-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Ablation and high-resolution mapping catheter system for pulmonary vein foci elimination
EP1401526B1 (en) 2001-07-05 2006-12-06 Precision Vascular Systems, Inc. Troqueable soft tip medical device and method for shaping it
US6738674B2 (en) * 2001-07-25 2004-05-18 Oscor Inc. Implantable coronary sinus lead with mapping capabilities
US20030050635A1 (en) 2001-08-22 2003-03-13 Csaba Truckai Embolization systems and techniques for treating tumors
US7778703B2 (en) 2001-08-31 2010-08-17 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Selective nerve fiber stimulation for treating heart conditions
JP2005502417A (ja) 2001-09-19 2005-01-27 ウロロジックス， インコーポレイテッド マイクロ波アブレーションデバイス
JP3607231B2 (ja) 2001-09-28 2005-01-05 有限会社日本エレクテル 高周波加温バルーンカテーテル
US7285116B2 (en) 2004-05-15 2007-10-23 Irvine Biomedical Inc. Non-contact tissue ablation device and methods thereof
US7517349B2 (en) 2001-10-22 2009-04-14 Vnus Medical Technologies, Inc. Electrosurgical instrument and method
US6614658B2 (en) 2001-11-05 2003-09-02 International Business Machines Corporation Flexible cable stiffener for an optical transceiver
WO2003047448A1 (en) 2001-11-29 2003-06-12 Medwaves, Inc. Radio-frequency-based catheter system with improved deflection and steering mechanisms
AU2002359576A1 (en) 2001-12-03 2003-06-17 Ekos Corporation Catheter with multiple ultrasound radiating members
US7488338B2 (en) 2001-12-27 2009-02-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter having an improved torque transmitting shaft
US20030125790A1 (en) 2001-12-27 2003-07-03 Vitaly Fastovsky Deployment device, system and method for medical implantation
US6817999B2 (en) 2002-01-03 2004-11-16 Afx, Inc. Flexible device for ablation of biological tissue
US6893436B2 (en) 2002-01-03 2005-05-17 Afx, Inc. Ablation instrument having a flexible distal portion
US6486679B1 (en) 2002-01-21 2002-11-26 Kenneth David Holt Wide-band ratiometric radio frequency bridge
US7967816B2 (en) 2002-01-25 2011-06-28 Medtronic, Inc. Fluid-assisted electrosurgical instrument with shapeable electrode
US6814733B2 (en) 2002-01-31 2004-11-09 Biosense, Inc. Radio frequency pulmonary vein isolation
US7311705B2 (en) 2002-02-05 2007-12-25 Medtronic, Inc. Catheter apparatus for treatment of heart arrhythmia
US7236821B2 (en) 2002-02-19 2007-06-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Chronically-implanted device for sensing and therapy
ITBS20020039U1 (it) 2002-03-20 2003-09-22 Fogazzi Di Venturelli Andrea & Catetere con elettrodo flessibile raffreddato
US6736835B2 (en) 2002-03-21 2004-05-18 Depuy Acromed, Inc. Early intervention spinal treatment methods and devices for use therein
US7520863B2 (en) 2002-03-22 2009-04-21 Cordis Corporation Guidewire with deflectable tip having improved torque characteristics
EP2099516B2 (en) 2002-03-22 2019-07-31 Cardinal Health Switzerland 515 GmbH Rapid-exchange balloon catheter shaft
WO2003082080A2 (en) 2002-03-27 2003-10-09 Cvrx, Inc. Electrode structures and methods for their use in cardiovascular reflex control
US20040147903A1 (en) 2002-04-05 2004-07-29 Lucas Latini Microcatheter having tip relief region
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
US7653438B2 (en) 2002-04-08 2010-01-26 Ardian, Inc. Methods and apparatus for renal neuromodulation
US7162303B2 (en) 2002-04-08 2007-01-09 Ardian, Inc. Renal nerve stimulation method and apparatus for treatment of patients
US8150519B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
US8145317B2 (en) 2002-04-08 2012-03-27 Ardian, Inc. Methods for 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
US7617005B2 (en) 2002-04-08 2009-11-10 Ardian, Inc. Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation
US8175711B2 (en) 2002-04-08 2012-05-08 Ardian, Inc. Methods for treating a condition or disease associated with cardio-renal function
US8131371B2 (en) 2002-04-08 2012-03-06 Ardian, Inc. Methods and apparatus for monopolar renal neuromodulation
US20070129761A1 (en) 2002-04-08 2007-06-07 Ardian, Inc. Methods for treating heart arrhythmia
DE60336643D1 (de) 2002-04-11 2011-05-19 Medtronic Vascular Inc Vorrichtungen für die transluminale oder transthorakale interstitielle Elektrodenplatzierung
DE10218427A1 (de) * 2002-04-24 2003-11-06 Biotronik Mess & Therapieg Ablationsvorrichtung für Herzgewebe, insbesondere zur Erzeugung einer zirkulären Läsion um eine Gefäßmündung im Herzen
AUPS226402A0 (en) * 2002-05-13 2002-06-13 Advanced Metal Coatings Pty Limited An ablation catheter
US6746474B2 (en) 2002-05-31 2004-06-08 Vahid Saadat Apparatus and methods for cooling a region within the body
US6748953B2 (en) 2002-06-11 2004-06-15 Scimed Life Systems, Inc. Method for thermal treatment of type II endoleaks in arterial aneurysms
JP3813112B2 (ja) 2002-06-26 2006-08-23 テルモ株式会社 カテーテルおよび医療用チューブ
US7115134B2 (en) 2002-07-22 2006-10-03 Chambers Technology, Llc. Catheter with flexible tip and shape retention
AU2003259064A1 (en) 2002-07-25 2004-02-16 Boston Scientific Limited Medical device for navigation through anatomy and method of making same
US7058456B2 (en) * 2002-08-09 2006-06-06 Concentric Medical, Inc. Methods and devices for changing the shape of a medical device
US6780183B2 (en) 2002-09-16 2004-08-24 Biosense Webster, Inc. Ablation catheter having shape-changing balloon
US7282213B2 (en) 2002-09-30 2007-10-16 Medtronic, Inc. Method for applying a drug coating to a medical device
US6871085B2 (en) * 2002-09-30 2005-03-22 Medtronic, Inc. Cardiac vein lead and guide catheter
US20050033137A1 (en) * 2002-10-25 2005-02-10 The Regents Of The University Of Michigan Ablation catheters and methods for their use
US20040082947A1 (en) 2002-10-25 2004-04-29 The Regents Of The University Of Michigan Ablation catheters
EP1565118B1 (en) 2002-10-31 2016-03-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrophysiology catheter with biased tip
DE10257146A1 (de) 2002-12-06 2004-06-24 Admedes Schuessler Gmbh Metallelektrode
DE10252325B4 (de) 2002-11-11 2012-10-25 Admedes Schuessler Gmbh Sonde zur Hochfrequenz-Thermoablation sowie Verfahren zu deren Herstellung
US20050004515A1 (en) 2002-11-15 2005-01-06 Hart Charles C. Steerable kink resistant sheath
US7404824B1 (en) 2002-11-15 2008-07-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Valve aptation assist device
ITBS20020107A1 (it) 2002-11-25 2004-05-26 Invatec Srl Tubo metallico con almeno una parte di lunghezza a flessibilita' variabile.
US7890188B2 (en) 2002-12-19 2011-02-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead for septal placement of electrode with fixation mechanism in the pulmonary artery
US6945956B2 (en) 2002-12-23 2005-09-20 Medtronic, Inc. Steerable catheter
US6847848B2 (en) 2003-01-07 2005-01-25 Mmtc, Inc Inflatable balloon catheter structural designs and methods for treating diseased tissue of a patient
US6960207B2 (en) 2003-01-21 2005-11-01 St Jude Medical, Daig Division, Inc. Ablation catheter having a virtual electrode comprising portholes and a porous conductor
US7013169B2 (en) 2003-01-27 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual steer preshaped catheter
WO2006020920A2 (en) 2003-01-29 2006-02-23 Medtronic, Inc. Catheter apparatus for treatment of heart arrhythmia
US6941953B2 (en) 2003-02-20 2005-09-13 Medwaves, Inc. Preformed catheter set for use with a linear ablation system to produce ablation lines in the left and right atrium for treatment of atrial fibrillation
US6923808B2 (en) 2003-02-24 2005-08-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Probes having helical and loop shaped inflatable therapeutic elements
EP1605875A3 (en) 2003-03-03 2005-12-28 Sinus Rhythm Technologies, Inc. Electrical block positioning devices and methods of use therefor
US7276062B2 (en) 2003-03-12 2007-10-02 Biosence Webster, Inc. Deflectable catheter with hinge
US7001369B2 (en) 2003-03-27 2006-02-21 Scimed Life Systems, Inc. Medical device
US6939348B2 (en) 2003-03-27 2005-09-06 Cierra, Inc. Energy based devices and methods for treatment of patent foramen ovale
US7293562B2 (en) 2003-03-27 2007-11-13 Cierra, Inc. Energy based devices and methods for treatment of anatomic tissue defects
US7186251B2 (en) 2003-03-27 2007-03-06 Cierra, Inc. Energy based devices and methods for treatment of patent foramen ovale
US7597704B2 (en) 2003-04-28 2009-10-06 Atritech, Inc. Left atrial appendage occlusion device with active expansion
US7221979B2 (en) 2003-04-30 2007-05-22 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for the regulation of hormone release
JP4212949B2 (ja) 2003-05-06 2009-01-21 朝日インテック株式会社 薬液注入装置
EP1635726A2 (en) * 2003-05-27 2006-03-22 Venture Manufacturing LLC Balloon centered radially expanding ablation device
US7149574B2 (en) 2003-06-09 2006-12-12 Palo Alto Investors Treatment of conditions through electrical modulation of the autonomic nervous system
US7789877B2 (en) 2003-07-02 2010-09-07 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Ablation catheter electrode arrangement
US7670335B2 (en) 2003-07-21 2010-03-02 Biosense Webster, Inc. Ablation device with spiral array ultrasound transducer
US7763012B2 (en) 2003-09-02 2010-07-27 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Devices and methods for crossing a chronic total occlusion
DE202004021953U1 (de) 2003-09-12 2013-06-19 Vessix Vascular, Inc. Auswählbare exzentrische Remodellierung und/oder Ablation von atherosklerotischem Material
US7435248B2 (en) 2003-09-26 2008-10-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical probes for creating and diagnosing circumferential lesions within or around the ostium of a vessel
US7416549B2 (en) 2003-10-10 2008-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Multi-zone bipolar ablation probe assembly
US7480532B2 (en) 2003-10-22 2009-01-20 Cvrx, Inc. Baroreflex activation for pain control, sedation and sleep
US7254451B2 (en) 2003-11-20 2007-08-07 Medtronic, Inc. Implantable lead including sensor
CN1882288A (zh) 2003-11-25 2006-12-20 导管治疗有限公司 模块式导管
US8460286B2 (en) 2004-01-16 2013-06-11 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Conforming electrode
CA2553793A1 (en) 2004-01-26 2005-08-04 Cathrx Ltd A catheter assembly with an adjustable loop
US7637903B2 (en) 2004-02-09 2009-12-29 Cryocor, Inc. Catheter articulation segment with alternating cuts
US8412348B2 (en) 2004-05-06 2013-04-02 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Intravascular self-anchoring integrated tubular electrode body
EP1753496A1 (en) 2004-05-17 2007-02-21 C.R.Bard, Inc. Articulated catheter
US8177779B2 (en) 2004-06-02 2012-05-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Controllable pressure cryogenic balloon treatment system and method
US20060004346A1 (en) 2004-06-17 2006-01-05 Begg John D Bend relief
AU2005271385B2 (en) 2004-08-04 2010-02-11 Intergraph Software Technologies Company Method of preparing a composite image with non-uniform resolution
KR20070043791A (ko) 2004-08-10 2007-04-25 가부시키가이샤 가네카 의료용 카테터 튜브 및 그 제조 방법
US20060041881A1 (en) 2004-08-19 2006-02-23 Adkasthala Bheema P Universal upgrade architecture
US20060085054A1 (en) 2004-09-09 2006-04-20 Zikorus Arthur W Methods and apparatus for treatment of hollow anatomical structures
US7742795B2 (en) 2005-03-28 2010-06-22 Minnow Medical, Inc. Tuned RF energy for selective treatment of atheroma and other target tissues and/or structures
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US7542808B1 (en) 2004-09-17 2009-06-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead and catheter assembly
US7458971B2 (en) * 2004-09-24 2008-12-02 Boston Scientific Scimed, Inc. RF ablation probe with unibody electrode element
US20060074403A1 (en) 2004-09-29 2006-04-06 Nasser Rafiee Curved catheter comprising a solid-walled metal tube with varying stiffness
US7524318B2 (en) 2004-10-28 2009-04-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation probe with flared electrodes
WO2006052940A2 (en) 2004-11-05 2006-05-18 Asthmatx, Inc. Medical device with procedure improvement features
WO2006052905A2 (en) 2004-11-08 2006-05-18 Cardima, Inc. System and method for performing ablation and other medical procedures using an electrode array with flex circuit
EP1656963B1 (en) 2004-11-10 2007-11-21 Creganna Technologies Limited Stent delivery catheter assembly
JP2008520364A (ja) 2004-11-17 2008-06-19 バイオセンス・ウェブスター・インコーポレイテッド 組織焼灼のリアルタイム評価装置
US7989042B2 (en) 2004-11-24 2011-08-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices with highly flexible coated hypotube
WO2006065926A1 (en) 2004-12-15 2006-06-22 Cook Incorporated Multifilar cable catheter
US7402151B2 (en) 2004-12-17 2008-07-22 Biocardia, Inc. Steerable guide catheters and methods for their use
US8983582B2 (en) 2004-12-20 2015-03-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods and apparatuses for positioning within an internal channel
US20060135953A1 (en) * 2004-12-22 2006-06-22 Wlodzimierz Kania Tissue ablation system including guidewire with sensing element
US20060174129A1 (en) 2005-01-31 2006-08-03 Cyril Brignone Authentication method and system for tagged items
US8007440B2 (en) 2005-02-08 2011-08-30 Volcano Corporation Apparatus and methods for low-cost intravascular ultrasound imaging and for crossing severe vascular occlusions
WO2006092000A1 (en) 2005-03-02 2006-09-08 Cathrx Ltd A heat treatment catheter
CN2782017Y (zh) 2005-03-08 2006-05-24 深圳市惠泰医疗器械有限公司 电生理电极导管
US7727187B2 (en) 2005-04-04 2010-06-01 Cook Incorporated Scored catheter device
US7806871B2 (en) 2005-05-09 2010-10-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Method and device for tissue removal and for delivery of a therapeutic agent or bulking agent
WO2007002304A2 (en) 2005-06-22 2007-01-04 Vnus Medical Technologies, Inc. Methods and apparatus for introducing tumescent fluid to body tissue
US7717853B2 (en) 2005-06-24 2010-05-18 Henry Nita Methods and apparatus for intracranial ultrasound delivery
US8911485B2 (en) 2005-06-29 2014-12-16 Zoll Circulation, Inc. Devices, systems and methods for rapid endovascular cooling
KR100721402B1 (ko) 2005-07-07 2007-05-23 와이더댄 주식회사 Ｄｍｂ 방송을 이용한 이동전화방송 시스템 및 그 방법
US7390894B2 (en) 2005-07-07 2008-06-24 Mayo Foundation For Medical Education And Research Glutathione S-transferase sequence variants
WO2007008954A2 (en) 2005-07-11 2007-01-18 Ablation Frontiers Low power tissue ablation system
US7623899B2 (en) 2005-09-16 2009-11-24 Biosense Webster, Inc. Catheter with flexible pre-shaped tip section
US7647124B2 (en) 2005-11-15 2010-01-12 Medtronic, Inc. Delivery catheter
US7729782B2 (en) 2005-11-15 2010-06-01 Medtronic, Inc. Delivery catheter
WO2007059277A1 (en) 2005-11-16 2007-05-24 William Cook Europe Aps Cannula
US7993334B2 (en) 2005-12-29 2011-08-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Low-profile, expanding single needle ablation probe
US20070156114A1 (en) 2005-12-29 2007-07-05 Worley Seth J Deflectable catheter with a flexibly attached tip section
WO2007117359A2 (en) 2006-02-21 2007-10-18 Worley Seth J Coronary sinus lead for pacing the left atrium
US20070225781A1 (en) 2006-03-21 2007-09-27 Nidus Medical, Llc Apparatus and methods for altering temperature in a region within the body
US7747334B2 (en) 2006-03-23 2010-06-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Left ventricular lead shapes
US7579550B2 (en) 2006-03-31 2009-08-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible device shaft with angled spiral wrap
US8401650B2 (en) 2008-04-10 2013-03-19 Electrocore Llc Methods and apparatus for electrical treatment using balloon and electrode
US8246574B2 (en) 2006-04-21 2012-08-21 Abbott Laboratories Support catheter
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
AU2007247768B2 (en) 2006-05-08 2012-09-20 Cathrx Ltd Shape imparting mechanism insertion
US20070265667A1 (en) 2006-05-15 2007-11-15 Dirk Muessig Semi-automatic atrial defibrillation system, implantable atrial defibrillator and portable communication device
EP1857134A1 (en) 2006-05-15 2007-11-21 JOANNEUM RESEARCH Forschungsgesellschaft mbH Catheter having an oblong slit
US20070282358A1 (en) * 2006-05-19 2007-12-06 Stan Remiszewski Steerable medical instrument
US8103356B2 (en) 2006-05-23 2012-01-24 Vertech, Inc. High frequency epidural neuromodulation catheter without needle for effectuating RF treatment
CA2657433A1 (en) 2006-06-20 2007-12-27 Aortx, Inc. Torque shaft and torque drive
EP2465470B1 (en) * 2006-06-28 2015-10-28 Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. Systems for thermally-induced renal neuromodulation
US7708704B2 (en) 2006-07-31 2010-05-04 Codman & Shurtleff, Pc Interventional medical device component having an interrupted spiral section and method of making the same
WO2008031033A2 (en) 2006-09-07 2008-03-13 Spence Paul A Ultrasonic implant, systems and methods related to diverting material in blood flow away from the head
US7785289B2 (en) 2006-10-17 2010-08-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter with flexible, non-kinking elongate member
EP2455036B1 (en) 2006-10-18 2015-07-15 Vessix Vascular, Inc. Tuned RF energy and electrical tissue characterization for selective treatment of target tissues
US8317773B2 (en) 2006-11-07 2012-11-27 Angio Dynamics, Inc. Catheter with open faced sloped end portion
US8915926B2 (en) 2006-11-08 2014-12-23 Advanced Bionics Ag Pre-curved electrode array loading tools
AU2007231733B2 (en) 2006-11-28 2014-03-13 Cathrx Ltd A catheter steering system
JP2010510834A (ja) 2006-11-28 2010-04-08 カソリック リミテッド カテーテル操縦／挿入機構
US8043288B2 (en) 2006-12-28 2011-10-25 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Virtual electrode ablation catheter with electrode tip and variable radius capability actuated with at least one rack and pinion mechanisms
US7993481B2 (en) 2006-12-28 2011-08-09 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Catheter with embedded components and method of its manufacture
US20080183265A1 (en) * 2007-01-30 2008-07-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Transvascular lead with proximal force relief
WO2008101244A2 (en) 2007-02-18 2008-08-21 Via Biomedical, Inc. Guiding catheter support devices and methods
WO2008128070A2 (en) 2007-04-11 2008-10-23 The Cleveland Clinic Foundation Method and apparatus for renal neuromodulation
WO2008139347A1 (en) 2007-05-09 2008-11-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Sensor probe for measuring a physical property inside a bodily lumen
US8103359B2 (en) 2007-05-17 2012-01-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for fixating transvenously implanted medical devices
US8630704B2 (en) 2007-06-25 2014-01-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Neural stimulation with respiratory rhythm management
US7863897B2 (en) 2007-09-07 2011-01-04 The General Hospital Corporation Method and apparatus for characterizing the temporal resolution of an imaging device
US8475449B2 (en) 2007-12-10 2013-07-02 Medtronic Ablation Frontiers Llc RF energy delivery system and method
US20090157048A1 (en) 2007-12-18 2009-06-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral cut hypotube
US8118809B2 (en) 2007-12-21 2012-02-21 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Flexible conductive polymer electrode and method for ablation
WO2009121009A2 (en) 2008-03-27 2009-10-01 The Regents Of The University Of California Irreversible electroporation device for use in attenuating neointimal
US8480663B2 (en) 2008-05-15 2013-07-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and methods for cryogenically ablating tissue and adjusting cryogenic ablation regions
US8437832B2 (en) 2008-06-06 2013-05-07 Biosense Webster, Inc. Catheter with bendable tip
US8100859B2 (en) 2008-06-24 2012-01-24 Cook Medical Technologies Llc Bent obturator
US8123739B2 (en) 2008-08-19 2012-02-28 Cook Medical Technologies Llc Drainage catheter and method for catheterizing a patient
US9597145B2 (en) 2008-08-20 2017-03-21 Prostacare Pty Ltd Non-thermal ablation system for treating tissue
US20100069882A1 (en) 2008-09-18 2010-03-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with preferential bending
EP2341974B1 (en) * 2008-10-31 2014-09-10 Cathrx Ltd A catheter assembly
US8720448B2 (en) 2008-11-07 2014-05-13 Hansen Medical, Inc. Sterile interface apparatus
US11376061B2 (en) 2008-11-11 2022-07-05 Covidien Lp Energy delivery device and methods of use
US20150105659A1 (en) 2008-11-11 2015-04-16 Covidien Lp Energy delivery device and methods of use
US8317810B2 (en) 2008-12-29 2012-11-27 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Tissue puncture assemblies and methods for puncturing tissue
US8475450B2 (en) * 2008-12-30 2013-07-02 Biosense Webster, Inc. Dual-purpose lasso catheter with irrigation
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
US10166067B2 (en) 2009-02-12 2019-01-01 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Ablation catheter and method for electically isolating cardiac tissue
US8725228B2 (en) 2009-02-20 2014-05-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Steerable catheter having intermediate stiffness transition zone
US8929969B2 (en) 2009-04-14 2015-01-06 Medtronic Ablation Frontiers Llc Catheter assembly and associated method
US20120035615A1 (en) 2009-05-22 2012-02-09 Advanced Bionics, Llc Composite Stylet
US20100312056A1 (en) * 2009-06-03 2010-12-09 Gyrus, ACMI, Inc. Endoscope shaft
CA2764859C (en) 2009-06-24 2018-09-25 Shifamed, Llc Steerable medical delivery devices and methods of use
US20110028962A1 (en) 2009-07-31 2011-02-03 Randell Werneth Adjustable pulmonary vein ablation catheter
WO2011015218A1 (en) 2009-08-06 2011-02-10 Ls Medcap Gmbh Catheter with two fenestrations
CA2770987C (en) 2009-08-14 2017-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems and methods for making and using medical ablation systems having mapping catheters with improved anchoring ability
CN201469401U (zh) 2009-08-21 2010-05-19 刘小青 螺旋状环肾动脉肾交感神经射频消融电极导管
US9439721B2 (en) 2009-08-25 2016-09-13 Medtronic Ablation Frontiers Llc Bi-modal linear and loop ablation catheter, and method
US9387035B2 (en) 2009-08-25 2016-07-12 Medtronic Ablation Frontiers Llc Bi-modal catheter steering mechanism
WO2011055143A2 (en) 2009-11-04 2011-05-12 Emcision Limited Lumenal remodelling device and methods
US8376991B2 (en) 2009-11-09 2013-02-19 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Device for reducing axial shortening of catheter or sheath due to repeated deflection
WO2011060200A1 (en) 2009-11-11 2011-05-19 Innovative Pulmonary Solutions, Inc. Systems, apparatuses, and methods for treating tissue and controlling stenosis
US8920415B2 (en) 2009-12-16 2014-12-30 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with helical electrode
US8608735B2 (en) 2009-12-30 2013-12-17 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with arcuate end section
US20110263921A1 (en) 2009-12-31 2011-10-27 Anthony Vrba Patterned Denervation Therapy for Innervated Renal Vasculature
WO2011119377A1 (en) 2010-03-23 2011-09-29 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Helical radial spacing of contacts on a cylindrical lead
JP2013521995A (ja) 2010-03-24 2013-06-13 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 血管内組織の破壊
WO2011130534A2 (en) * 2010-04-14 2011-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal artery denervation apparatus employing helical shaping arrangement
EP2566559B1 (en) 2010-05-05 2019-12-18 Cook Medical Technologies LLC Turbulator for promoting uptake of a treatment agent
JP5886274B2 (ja) 2010-05-11 2016-03-16 キャスアールエックス リミテッドＣａｔｈｒｘ Ｌｔｄ カテーテル形状解放機構
EP2389974B1 (en) 2010-05-25 2014-04-23 Miracor Medical Systems GmbH A balloon catheter for introduction into a body vessel, in particular the coronary sinus
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter 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
AU2011239313A1 (en) 2010-10-25 2012-05-10 Aboytes, Maria G. Catheter apparatuses having multi-electrode arrays for renal neuromodulation and associated systems and methods
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
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
WO2012075156A1 (en) 2010-12-01 2012-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Expandable angular vascular electrode for renal nerve ablation
US9220561B2 (en) 2011-01-19 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US20120191079A1 (en) 2011-01-20 2012-07-26 Hansen Medical, Inc. System and method for endoluminal and translumenal therapy
CN103442659A (zh) 2011-01-28 2013-12-11 美敦力阿迪安卢森堡有限公司 装备有形状记忆材料的消融导管
EP2491883B1 (de) 2011-02-24 2014-06-18 VascoMed GmbH Katheter und Katheteranordnung
WO2012130337A1 (en) 2011-04-01 2012-10-04 Flux Medical N.V. System, device and method for ablation of a vessel's wall from the inside
CN102125725A (zh) 2011-04-06 2011-07-20 湖南依微迪医疗器械有限公司 高血压血管内治疗导管
CA2832595C (en) 2011-04-08 2017-09-19 Covidien Lp Flexible microwave catheters for natural or artificial lumens
CN102125460B (zh) 2011-04-15 2012-11-28 深圳市惠泰医疗器械有限公司 肾动脉射频消融导管及其制备方法
WO2012149167A2 (en) 2011-04-26 2012-11-01 Christopher Gerard Kunis Method and device for treatment of hypertension and other maladies
CN102274075A (zh) 2011-05-03 2011-12-14 上海微创电生理医疗科技有限公司 用于热致肾神经调节的多极点状电极导管
CN102198015B (zh) 2011-05-03 2013-11-06 上海微创电生理医疗科技有限公司 可伸缩螺旋叠环式电极导管
EP2706939A4 (en) 2011-05-09 2015-05-27 Cyberheart Inc DEVICE, SYSTEM AND METHOD FOR RENOVASCULAR TREATMENT FOR RADIOSURGICAL RELIEF HYPERTENSION
US20120290053A1 (en) 2011-05-11 2012-11-15 St. Jude Medical, Inc. Renal nerve stimulation lead, delivery system, and method
EP2709517B1 (en) 2011-05-18 2017-01-11 St. Jude Medical, Inc. Apparatus for assessing transvascular denervation
US8909316B2 (en) 2011-05-18 2014-12-09 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Apparatus and method of assessing transvascular denervation
JP5166576B2 (ja) 2011-07-07 2013-03-21 シャープ株式会社 ＧａＮ系半導体素子の製造方法
CN103813829B (zh) 2011-07-22 2016-05-18 波士顿科学西美德公司 具有可定位于螺旋引导件中的神经调制元件的神经调制系统
US20130035681A1 (en) 2011-08-04 2013-02-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Novel catheter for contiguous rf ablation
US20130053792A1 (en) 2011-08-24 2013-02-28 Ablative Solutions, Inc. Expandable catheter system for vessel wall injection and muscle and nerve fiber ablation
US20130165921A1 (en) 2011-08-24 2013-06-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation
CN103796604B (zh) 2011-08-26 2017-03-01 苏州信迈医疗器械有限公司 用于标测动脉壁内功能性神经的导管、系统和方法
US8702619B2 (en) 2011-08-26 2014-04-22 Symap Holding Limited Mapping sympathetic nerve distribution for renal ablation and catheters for same
US20140200489A1 (en) 2011-09-01 2014-07-17 Perseus-Biomed Inc Method and system for tissue modulation
EP2755587B1 (en) 2011-09-14 2018-11-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation device with multiple ablation modes
CN106823131B (zh) 2011-09-30 2019-12-20 柯惠有限合伙公司 能量传递装置以及使用方法
US8498686B2 (en) 2011-10-04 2013-07-30 Biosense Webster (Israel), Ltd. Mapping catheter with spiral electrode assembly
US20130090637A1 (en) 2011-10-05 2013-04-11 St. Jude Medical, Inc. Catheter device and method for denervation
WO2013055826A1 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
WO2013055685A2 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation
WO2013055815A1 (en) 2011-10-11 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Off -wall electrode device for nerve modulation
US20130090649A1 (en) 2011-10-11 2013-04-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation
US20130090647A1 (en) 2011-10-11 2013-04-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation catheter with insulated tip
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
EP2768563B1 (en) 2011-10-18 2016-11-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US20130096550A1 (en) 2011-10-18 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablative catheter with electrode cooling and related methods of use
WO2013074683A1 (en) 2011-11-14 2013-05-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation catheter with cryothermal balloon
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
JP5729660B2 (ja) 2011-11-21 2015-06-03 株式会社ディナーヴ 腎動脈アブレーション用のカテーテルおよびシステム
CN202386778U (zh) 2011-11-29 2012-08-22 北京天助畅运医疗技术股份有限公司 射频消融装置
CN102488552B (zh) 2011-12-15 2015-04-15 四川锦江电子科技有限公司 可操控螺旋形电生理导管
US9149608B2 (en) 2011-12-22 2015-10-06 Boston Scientific Scimed Inc. Handle having hub with rotating infusion sideport
CN202426649U (zh) 2011-12-22 2012-09-12 王涛 环形多点射频消融电极
WO2013101452A1 (en) 2011-12-28 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements
US20130172879A1 (en) 2011-12-29 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation medical devices
US20130172880A1 (en) 2011-12-29 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods for renal nerve modulation
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US8571654B2 (en) 2012-01-17 2013-10-29 Cyberonics, Inc. Vagus nerve neurostimulator with multiple patient-selectable modes for treating chronic cardiac dysfunction
EP2804554A1 (en) 2012-01-17 2014-11-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods for making and using the same
CN202538132U (zh) 2012-02-06 2012-11-21 北京中孵友信医药科技股份有限公司 蛇形腔内导管
US20130253628A1 (en) 2012-03-22 2013-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation
CN202537649U (zh) 2012-04-10 2012-11-21 北京中孵友信医药科技股份有限公司 全域定位腔内导管
US9439598B2 (en) 2012-04-12 2016-09-13 NeuroMedic, Inc. Mapping and ablation of nerves within arteries and tissues
US20130274730A1 (en) 2012-04-12 2013-10-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation catheter and methods for nerve modulation
EP3135237B1 (en) 2012-04-13 2019-07-24 Covidien LP Energy delivery device
WO2013158676A2 (en) 2012-04-16 2013-10-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation catheter design
CN104203136A (zh) 2012-04-16 2014-12-10 波士顿科学西美德公司 用于流体肾脏神经调制的螺旋管装置
US9113929B2 (en) 2012-04-19 2015-08-25 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Non-electric field renal denervation electrode
US20130289686A1 (en) 2012-04-29 2013-10-31 Synecor Llc Intravascular electrode arrays for neuromodulation
WO2013169927A1 (en) 2012-05-08 2013-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US9717555B2 (en) 2012-05-14 2017-08-01 Biosense Webster (Israel), Ltd. Catheter with helical end section for vessel ablation
US9439722B2 (en) 2012-05-09 2016-09-13 Biosense Webster (Israel) Ltd. Ablation targeting nerves in or near the inferior vena cava and/or abdominal aorta for treatment of hypertension
CN107157576B (zh) 2012-05-11 2019-11-26 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于人类患者的处理的肾神经调节系统
DE102012104705A1 (de) 2012-05-31 2013-12-05 Stefan G. Spitzer Kathetersystem sowie Verfahren zur Durchführung einer Denervation
CN102772249B (zh) 2012-06-19 2015-01-21 深圳市惠泰医疗器械有限公司 肾动脉轨道射频消融电极导管
CN102743225B (zh) 2012-07-18 2014-04-02 深圳市惠泰医疗器械有限公司 肾动脉射频消融可控电极导管
WO2014032016A1 (en) 2012-08-24 2014-02-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular catheter with a balloon comprising separate microporous regions
WO2014036160A2 (en) 2012-08-28 2014-03-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation and ablation catheter electrode design
EP2890321B1 (en) 2012-08-28 2016-10-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal rf ablation system with a movable virtual electrode
CN102885649B (zh) 2012-08-29 2015-01-21 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经射频线控消融导管系统
CN202761434U (zh) 2012-08-29 2013-03-06 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经多功能消融导管系统
WO2014056460A1 (zh) 2012-08-29 2014-04-17 第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经多功能消融导管系统
CN102885648B (zh) 2012-08-29 2015-03-18 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经消融导管系统
CN202843784U (zh) 2012-08-29 2013-04-03 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经消融导管系统
CN102908189B (zh) 2012-08-29 2015-04-08 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经多功能消融导管系统
CN102908188B (zh) 2012-08-29 2015-04-08 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 肾脏去交感神经射频消融导管系统
US20140094787A1 (en) 2012-09-28 2014-04-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve modulation device
US8740849B1 (en) 2012-10-29 2014-06-03 Ablative Solutions, Inc. Peri-vascular tissue ablation catheter with support structures
US9301795B2 (en) 2012-10-29 2016-04-05 Ablative Solutions, Inc. Transvascular catheter for extravascular delivery
US10286182B2 (en) 2012-11-12 2019-05-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal catheter shaft design
EP2759314A1 (de) 2013-01-28 2014-07-30 Biotronik AG Katheter zur Modulation der renalen Nerven
US20140249524A1 (en) 2013-03-01 2014-09-04 Boston Scientific Scimed, Inc. System and method for performing renal nerve modulation
US20140303617A1 (en) 2013-03-05 2014-10-09 Neuro Ablation, Inc. Intravascular nerve ablation devices & methods
US9693821B2 (en) 2013-03-11 2017-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
WO2014163990A1 (en) 2013-03-12 2014-10-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical systems and methods for modulating nerves
US9256079B2 (en) 2013-03-12 2016-02-09 Micro-G Lacoste, Inc. Polarized beam director and method
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
US9333113B2 (en) 2013-03-15 2016-05-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System and method for denervation
CN105473090B (zh) 2013-03-15 2019-05-03 波士顿科学国际有限公司 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
WO2014176785A1 (zh) 2013-05-03 2014-11-06 上海安通医疗科技有限公司 一种用于调节神经的装置
AU2014274903B2 (en) 2013-06-05 2019-03-07 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Modulation of targeted nerve fibers
EP3049007B1 (en) 2013-07-19 2019-06-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
US9913684B2 (en) 2013-08-23 2018-03-13 Oscor Inc. Steerable ablation catheter for renal denervation
US20150126992A1 (en) 2013-11-05 2015-05-07 Mogul Enterprises, Inc Helical DeNervation Ablation Catheter Apparatus
JP2015119831A (ja) 2013-12-24 2015-07-02 テルモ株式会社 アブレーションカテーテル
CN106572875A (zh) 2014-02-07 2017-04-19 沃夫医药公司 用于肾盂消融的方法和系统
EP2907464A1 (en) 2014-02-12 2015-08-19 Perseus-Biomed Inc. Methods and systems for treating nerve structures
CN105012009B (zh) 2014-04-22 2018-09-28 上海微创电生理医疗科技有限公司 一种肾动脉射频消融电极导管
CN106456239A (zh) 2014-05-28 2017-02-22 波士顿科学国际有限公司 具有冷却能力的神经调节器械
CN105167840A (zh) 2014-06-20 2015-12-23 上海安通医疗科技有限公司 一种多电极肾动脉射频消融导管
CN105326562A (zh) 2014-06-24 2016-02-17 上海安通医疗科技有限公司 一种用于调节肾神经的导管装置
JP2016086999A (ja) 2014-10-31 2016-05-23 テルモ株式会社 アブレーションカテーテル
CN107427320A (zh) 2014-12-17 2017-12-01 导管治疗有限公司 改进的导管及其制造方法
US9795780B2 (en) 2014-12-18 2017-10-24 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System for denervation
US9737361B2 (en) 2014-12-18 2017-08-22 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System and method for a catheter
CN205433878U (zh) 2015-12-08 2016-08-10 上海安通医疗科技有限公司 一种肾动脉射频消融导管
CN205433879U (zh) 2015-12-08 2016-08-10 上海安通医疗科技有限公司 一种肾动脉射频消融导管
CN205433876U (zh) 2016-02-06 2016-08-10 郭宇 一种骨科滑丝螺钉取出工具

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009500052A (ja) * 2005-06-20 2009-01-08 アブレーション フロンティアズ，インコーポレーテッド アブレーションカテーテル

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015526177A (ja) * 2012-08-24 2015-09-10 シマップ ホールディング, リミテッドSymap Holding Limited 腎動脈に分布する腎神経をマッピングし、アブレーションするデバイス
JP2018511444A (ja) * 2015-04-13 2018-04-26 バゾベリー，カルロス，フェルナンド 高周波除神経ニードルおよび方法
US10786300B2 (en) 2015-04-13 2020-09-29 Carlos Fernando Bazoberry Radiofrequency denervation needle and method
JP2017123904A (ja) * 2016-01-12 2017-07-20 清明 本間 カテーテルおよびカテーテルシステム
JP7447226B2 (ja) 2016-12-16 2024-03-11 エドワーズ ライフサイエンシーズ コーポレイション 人工弁用のアンカリングデバイスを送達するための展開システム、ツール、および方法
JP2023022180A (ja) * 2016-12-16 2023-02-14 エドワーズ ライフサイエンシーズ コーポレイション 人工弁用のアンカリングデバイスを送達するための展開システム、ツール、および方法
JP7106301B2 (ja) 2017-03-09 2022-07-26 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッド 制御された柔軟性を備えるスパインを有する電極アセンブリ
JP2018149281A (ja) * 2017-03-09 2018-09-27 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 制御された柔軟性を備えるスパインを有する電極アセンブリ
JP2021500969A (ja) * 2017-10-31 2021-01-14 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッドＢｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ． 一体型螺旋カテーテル
JP7505094B2 (ja) 2017-10-31 2024-06-24 バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッド 一体型螺旋カテーテル
JP2019162416A (ja) * 2018-03-08 2019-09-26 スパイレーション インコーポレイテッド ディー ビー エイ オリンパス レスピラトリー アメリカ 可変ピッチ可撓性ニードル
JPWO2019189702A1 (ja) * 2018-03-28 2021-04-01 株式会社Ａｌｉｖａｓ 処置方法および医療デバイス
JP2023500018A (ja) * 2019-10-31 2023-01-04 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 撓み可能なシャフトを含むカテーテル及びその組立方法
JP7349562B2 (ja) 2019-10-31 2023-09-22 セント・ジュード・メディカル，カーディオロジー・ディヴィジョン，インコーポレイテッド 撓み可能なシャフトを含むカテーテル及びその組立方法

Also Published As

Publication number Publication date
US8956352B2 (en) 2015-02-17
CN202654228U (zh) 2013-01-09
EP3100696A1 (en) 2016-12-07
US11116572B2 (en) 2021-09-14
US20180228539A1 (en) 2018-08-16
CN105902311A (zh) 2016-08-31
US20160113713A1 (en) 2016-04-28
BR112013010000A2 (pt) 2017-10-24
EP2632377B1 (en) 2020-01-15
TW201223583A (en) 2012-06-16
JP6148314B2 (ja) 2017-06-14
KR20130103763A (ko) 2013-09-24
US20120116382A1 (en) 2012-05-10
RU2013123775A (ru) 2014-12-10
BR112013010007A2 (pt) 2017-10-24
US20120143293A1 (en) 2012-06-07
US20120116383A1 (en) 2012-05-10
JP2016097310A (ja) 2016-05-30
CN202665687U (zh) 2013-01-16
TW201223585A (en) 2012-06-16
EP2632378B1 (en) 2018-10-17
EP2632378A1 (en) 2013-09-04
WO2012061164A1 (en) 2012-05-10
BR112013010002A2 (pt) 2020-03-10
IL225258A0 (en) 2013-06-27
KR20130108401A (ko) 2013-10-02
WO2012061161A1 (en) 2012-05-10
US10076382B2 (en) 2018-09-18
AU2011239316A1 (en) 2012-05-10
RU2013118108A (ru) 2014-12-10
MX2013004437A (es) 2013-07-17
MX2013004241A (es) 2013-05-30
CA2811264C (en) 2020-02-25
RU2013118107A (ru) 2014-12-10
KR101912960B1 (ko) 2018-10-29
CA2811264A1 (en) 2012-05-10
CN103027747A (zh) 2013-04-10
EP2632376B1 (en) 2020-02-12
EP2632377A1 (en) 2013-09-04
AU2011239320B2 (en) 2015-01-15
JP2013544133A (ja) 2013-12-12
CN103027746A (zh) 2013-04-10
CN202654229U (zh) 2013-01-09
CA2816040A1 (en) 2012-05-10
JP2013544131A (ja) 2013-12-12
EP3100696B1 (en) 2023-01-11
IL225259A0 (en) 2013-06-27
CN103027745B (zh) 2016-03-16
CA2811245A1 (en) 2012-05-10
US8998894B2 (en) 2015-04-07
KR20140022772A (ko) 2014-02-25
TWI586399B (zh) 2017-06-11
EP2632376A1 (en) 2013-09-04
TW201223584A (en) 2012-06-16
AU2011239320A1 (en) 2012-05-10
CN103027745A (zh) 2013-04-10
IL225569A0 (en) 2013-06-27
CN105902311B (zh) 2020-07-28
MX2013004235A (es) 2013-05-30
TWI559951B (en) 2016-12-01
WO2012061159A1 (en) 2012-05-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11116572B2 (en) Catheter apparatuses having multi-electrode arrays for renal neuromodulation and associated systems and methods
US20160095654A1 (en) Catheter Apparatuses, Systems, and Methods for Renal Neuromodulation
TW201221165A (en) Catheter apparatuses having expandable mesh structures for renal neuromodulation and associated systems and methods
US8612022B1 (en) Neuromodulation catheters and associated systems and methods
US20220079666A1 (en) Catheter apparatuses having multi-electrode arrays for renal neuromodulation and associated systems and methods
AU2011239313A1 (en) Catheter apparatuses having multi-electrode arrays for renal neuromodulation and associated systems and methods

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20130625

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20130918

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20130918

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20140917

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20150716

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20150818

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20160301