JP2014516615A - 生得または人口管腔用の可撓性マイクロ波カテーテル - Google Patents

生得または人口管腔用の可撓性マイクロ波カテーテル Download PDF

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Abstract

可撓性同軸ケーブル、流体冷却用システム、およびカテーテルの外側シースを結合するためのカプラであって、流体カプラ本体を含み、流体カプラ本体は、流体入口と流体出口とバイパスバルブと外側シースと流体カプラ本体に収容された流体シール用システムを有する、カプラ。流体シール用システムは、流体カプラ本体との液密シールを形成するように構成された遠位シール用隔壁および近位シール用隔壁を含む。
【選択図】図８Ｃ

Description

本開示は、一般に、生得または人口管腔用の可撓性マイクロ波カテーテルおよび組立て使用する関連方法に関する。
エネルギーベースの組織処置が当技術分野で知られている。種々のタイプのエネルギー（たとえば、電気、超音波、マイクロ波、低温、熱、レーザなど）が、所望の結果を達成するために組織に印加される。開示されるのは、マイクロ波カテーテルであり、マイクロ波カテーテルは、身体内の生得管腔内で、身体内の生得または人口管腔を通してアクセス可能な場所、および／または、たとえば内部器官または身体構造などの身体構造に、マイクロ波エネルギーが効果的に送出されることを可能にする。
生得管腔の１つのこうしたファミリは、消火器系（たとえば、口、咽頭、食道、胃、膵構造、小腸および大腸、胆管、直腸、肛門）に関連する管腔を含む。生得管腔の別のこうしたファミリは、聴覚系（たとえば、耳道および耳管）に関連する管腔を含む。生得管腔のさらに別のこうしたファミリは、呼吸系（たとえば、鼻前庭、鼻腔、洞、気管、ならびに主気管支および肺葉気管支）に関連する管腔を含む。生得管腔の別のこうしたファミリは、尿路系（たとえば、尿道、膀胱、尿管、前立腺、および肝臓）に関連する管腔を含む。生得管腔の別のこうしたファミリは、女性生殖系（たとえば、膣、頚部、子宮、卵管、および卵巣）に関連する管腔を含む。生得管腔の別のこうしたファミリは、男性生殖系（たとえば、尿道、射精管、輸精管、および睾丸）に関連する管腔を含む。他の生得管腔は、血管系（大動脈、動脈、静脈、心腔）に関連する管腔にアクセスできる一般的な血管内プロシージャなどの他の手段によるアクセスを必要とする場合がある。さらに、血管系に関連する管腔は、全ての内部器官／身体構造に対する経路および／またはアクセス（たとえば、心臓、肺、肝臓、胃、腸、結腸、膵臓、胆嚢、および虫垂に対するアクセス）を提供する場合がある。
腎交感神経活動が血圧の亢進を始動し維持すると思われる。慢性的な亢進血圧または高血圧は、心臓疾病および死の大きな原因であり、世界中で何百万人にも苦しめ。一般に、収縮期１４０ｍｍＨｇおよび拡張期９０ｍｍＨｇを超える慢性的血圧を有する人は、高血圧を病んでいるとして分類される。腎臓除神経が、血圧を低減するために見出された。腎臓神経は、腎動脈の周りで束ねられ、大腿動脈を介して容易にアクセス可能である。腎臓神経を標的にすることは、代謝症候群、心不全、睡眠時無呼吸症候群、腎機能不全、および糖尿病性腎障害などのプロシージャについての主要な動機になる場合がある、血圧減少以上のさらなる有益な結果をもたらす。
本開示の態様では、可撓性マイクロ波カテーテルが提供される。
開示される可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性同軸ケーブルを含み、可撓性同軸ケーブルは、内側導体と、内側導体の周りに同軸的に配設された内側誘電体と、内側誘電体の周りに同軸的に配設された外側導体とを有する。開示される可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部を画定する少なくとも１つの給電点を含む。圧壊構成および拡張構成を有し、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部の周りに配設されたメッシュ構造が設けられ、メッシュ構造は、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側に拡張し、それにより、少なくとも１つの給電点を、メッシュ構造の半径方向中心に位置決めする。いくつかの態様では、可撓性マイクロ波カテーテルのメッシュ構造は、軸方向におけるマイクロ波放射部からの腎臓除神経エネルギーの伝搬を減少させる伝導性材料を含む。
いくつかの態様では、メッシュ構造は、メッシュ構造の内側表面上に配設された伝導性パターンを有するエラストマーバルーンを備える。いくつかの態様では、拡張構成のエラストマーバルーンは、少なくとも１つの給電点を、メッシュ構造の半径方向中心に位置決めする。いくつかの態様では、伝導性パターンは、エラストマーバルーンの内側表面上の窓を画定し、窓は、伝導性パターンがないことを特徴とする。いくつかの態様では、メッシュ構造および少なくとも１つの給電点は、円周方向平衡型共振構造を形成する。いくつかの態様では、メッシュ構造は、遠位伝導性端キャップメッシュと、近位伝導性端キャップメッシュと、遠位端キャップメッシュと近位端キャップメッシュとの間に形成された管状メッシュ本体とをさらに含み、遠位伝導性端キャップメッシュおよび近位伝導性端キャップメッシュは、軸方向におけるマイクロ波放射部からのマイクロ波エネルギーの伝搬を減少させる。いくつかの態様では、管状メッシュ本体は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射する窓を画定する。
本開示の別の態様では、可撓性マイクロ波カテーテルが提供され、可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性同軸ケーブルを含み、可撓性同軸ケーブルは、内側導体と、内側導体の周りに同軸的に配設された内側誘電体と、内側誘電体の周りに同軸的に配設された外側導体とを有する。少なくとも１つの給電ギャップは、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部を画定する。芯出し構造は、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部に隣接して配設され、圧壊構成および拡張構成を有し、芯出し構造は、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側に拡張し、それにより、少なくとも１つの給電点を、芯出し構造の半径方向中心に位置決めする。
いくつかの態様では、可撓性同軸ケーブルの芯出し構造は、幹に似た拡張可能要素を含み、その拡張可能要素は、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シースの限局部から遠位に進むと管状形状に拡張する。いくつかの態様では、ステントに似た拡張可能要素は、縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射する複数の窓を画定する。いくつかの態様では、芯出し構造は、複数の芯出しデバイスを含み、複数の芯出しデバイスの少なくとも１つは、少なくとも１つの給電ギャップのそれぞれの遠位に配設され、複数の芯出しデバイスの少なくとも１つは、少なくとも１つの給電ギャップのそれぞれの近位に配設される。いくつかの態様では、複数の芯出しデバイスは、軸方向における少なくとも１つの給電ギャップのそれぞれからのマイクロ波エネルギーを減少させる。いくつかの態様では、少なくとも１つの給電ギャップは、第１の給電ギャップおよび第２の給電ギャップを含み、芯出し構造は、第１の給電ギャップに動作可能に連結した第１の芯出しデバイスおよび第２の給電ギャップに動作可能に連結した第２の芯出しデバイスをさらに含み、拡張構成では、第１の給電ギャップは第１の芯出しデバイスの半径方向中心にあり、第２の給電ギャップは第２の芯出しデバイスの半径方向中心にある。いくつかの態様では、第１の芯出しデバイスおよび第２の芯出しデバイスはそれぞれ、その中に窓を画定し、その窓を通してマイクロ波エネルギーを放射する。
いくつかの態様では、芯出し構造は、膨張可能バルーンハウジングおよび膨張可能バルーンハウジング上に形成された複数のローブを含み、拡張構成では、複数のローブの隣接するローブ間にチャネルが形成される。いくつかの態様では、芯出し構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの円周の周りに等間隔に配置された複数のフィンを含み、圧壊構成では、複数のフィンが、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シース内に拘束され、拡張構成では、複数のフィンが、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側に延在する。いくつかの態様では、複数のフィンは、流体流管腔を通して流れる流体によって生成される流体／流体力学力によって流体流管腔内で可撓性マイクロ波カテーテルを自己芯出しする寸法に作られる。
いくつかの態様では、芯出し構造は、芯出しバスケットを含む。芯出しバスケットは、可撓性マイクロ波カテーテルに係合するための第１の受取り部と、可撓性マイクロ波カテーテルに係合するための第２の受取り部と、第１の受取り部と第２の受取り部との間に延在する複数のバンドとを含み、複数のバンドのそれぞれは、外側に反り、第１の受取り部と第２の受取り部との間に弓状経路を形成する。圧壊構成では、複数のバンドは、半径方向に内側に圧縮され、それにより、芯出しバスケットを伸張させる。拡張構成では、複数のバンドは、圧縮されず、半径方向に外側に延在する。いくつかの態様では、第１の受取り部は、可撓性マイクロ波カテーテルにしっかり係合し、第２の受取り部は、可撓性マイクロ波カテーテルに摺動可能に係合する。
いくつかの態様では、芯出し構造は、少なくとも２つの芯出しバスケットを含む。少なくとも２つの芯出しバスケットのそれぞれは、可撓性マイクロ波カテーテルに係合するための第１の受取り部と、可撓性マイクロ波カテーテルに係合するための第２の受取り部と、第１の受取り部と第２の受取り部との間に延在する複数のバンドとを含み、複数のバンドのそれぞれは、外側に反り、第１の受取り部と第２の受取り部との間に弓状経路を形成する。圧壊構成では、複数のバンドは、半径方向に内側に圧縮され、それにより、芯出しバスケットを伸張させ、拡張構成では、複数のバンドは、圧縮されず、半径方向に外側に延在する。いくつかの態様では、第１の受取り部は、可撓性マイクロ波カテーテルにしっかり係合し、第２の受取り部は、可撓性マイクロ波カテーテルに摺動可能に係合する。いくつかの態様では、少なくとも１つの給電ギャップのうちの１つの給電ギャップは、少なくとも２つの芯出しバスケットの第１の芯出しバスケットと第２の芯出しバスケットとの間に位置する。
いくつかの態様では、芯出し構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの円周の周りに等間隔に配置された複数のパドルを含む。複数のパドルのそれぞれは、可撓性マイクロ波カテーテルにヒンジ式に取付けられ、圧壊構成では、複数のパドルは、可撓性マイクロ波カテーテルに隣接しかつ平行であり、拡張構成では、複数のパドルは、可撓性マイクロ波カテーテルに垂直に延在し、かつ、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側に延在する。
いくつかの態様では、芯出し構造は、ヘリカルに似た方式で可撓性マイクロ波カテーテルの外側表面の周りに延在する、可撓性マイクロ波カテーテルの外側表面に接続された複数のヘリカルリブを含み、圧壊構成では、複数のヘリカルリブは、可撓性同軸ケーブルと可撓性マイクロ波カテーテルの外側シースの内側表面との間で圧縮され、拡張構成では、複数のヘリカルリブは、可撓性同軸ケーブルから半径方向に延在する。
本開示のさらに別の態様では、可撓性同軸ケーブル、流体冷却用システム、およびカテーテルの外側シースを結合するためのカプラが提供される。カプラは、流体カプラ本体を含み、流体カプラ本体は、流体入口であって、流体カプラ本体内に形成され、冷却用流体源に動作可能に結合しかつ冷却用流体源から流体を受取るように構成される、流体入口と、流体出口であって、流体カプラ本体内に形成され、流体放出部に動作可能に結合するように構成される、流体出口と、同軸ケーブルに摺動可能に結合するためのアパーチャを形成するバイパスバルブと、カテーテルとの液密シールを形成しながら、カテーテルの外側シースと結合するためのアパーチャを形成する外側シースカプラとを含む。カプラは、流体カプラ本体内に収容される流体シール用システムを含み、流体シール用システムは、流入管腔の外側表面の周りの液密シールおよび流体カプラ本体の内側表面との液密シールを形成するように構成された遠位シール用隔壁であって、流体出口と流体連通状態にある流出プレナムを画定し、流出プレナムは、流体カプラ本体の遠位内側表面と流入管腔の外側表面と遠位シール用隔壁の遠位側と外側シースカプラとの間に形成される、遠位シール用隔壁と、同軸ケーブルの外側表面の周りの液密シールおよび流体カプラ本体の内側表面との液密シールを形成するように構成された近位シール用隔壁であって、それにより、流体入口と流体連通状態にある流入プレナムを形成し、流入プレナムは、流体カプラ本体の近位内側表面と遠位シール用隔壁の近位側と近位シール用隔壁の近位側との間に形成される、近位シール用隔壁とを含む。
いくつかの態様では、カテーテルは、内側管腔の周りに同軸的に形成され、内側管腔は、同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、流入プレナムは、同軸ケーブルの外側表面と流入管腔の内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある。いくつかの態様では、カテーテルは、内側管腔の周りに同軸的に形成され、内側管腔は、同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、流出プレナムは、流入管腔の外側表面と外側シースの内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある。
いくつかの態様では、カテーテルは、内側管腔の周りに同軸的に形成され、内側管腔は、同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、流入プレナムは、同軸ケーブルの外側表面と流入管腔の内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にあり、流出プレナムは、流入管腔の外側表面と外側シースの内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある。いくつかの態様では、流体カプラ本体は、同軸ケーブルに摺動可能に係合する。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスが提供される。マイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインを含み、同軸給電ラインは、内側導体と、内側導体の周りに同軸的に配設された内側誘電体と、内側誘電体の周りに同軸的に配設された外側導体とを有する。マイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインの遠位端に動作可能に結合された放射部を含む。放射部は、同軸給電ライン内側導体の遠位端に動作可能に結合されかつその遠位端から延在する放射部内側導体と、放射部内側導体の周りにヘリカル状に巻付けられかつ同軸給電ライン外側導体に動作可能に結合されたシールド用外側導体と、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に位置決めされたシールド用誘電体とを含む。シールド用外側導体の幅は、同軸給電ライン内側導体に沿うシールド用外側導体の縦方向位置に応じて変動する。キャップは、放射部内側導体およびシールド用外側導体の遠位端に動作可能に結合し、両者の間に電気接続を提供する。
いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、マイクロ波エネルギー送出デバイスの遠位端に配設された温度センサを含む。いくつかの態様では、放射部によって生成される放射パターンは、シールド用外側導体の可変幅またはシールド用外側導体の可変ヘリックス角度の少なくとも一方に関連する。
いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、シールド用外側導体の隣接するラップ間に形成されたボイドによって画定された給電ギャップを含む。いくつかの態様では、断面に沿う給電ギャップ円周とシールド用外側導体円周の比によって規定される給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで非線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、放射部の近位端での０％と放射部の遠位端での約５０％との間で変動する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、放射部の近位端での０％と放射部の遠位端での約１００％との間で変動する。
いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、放射部の縦方向長さに沿って延在するヘリカル状電磁場を生成する。いくつかの態様では、ヘリカル状電磁場は、シールド用外側導体の個々のラップ間で形成されるボイドに関連する。いくつかの態様では、シールド用外側導体は、少なくとも２回のヘリックスターンを含む。いくつかの態様では、キャップは、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に電気接続を提供する。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスが提供され、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインを含み、同軸給電ラインは、内側導体と、内側導体の周りに同軸的に配設された内側誘電体と、内側誘電体の周りに同軸的に配設された外側導体とを有する。マイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインの遠位端に動作可能に結合された放射部を含み、放射部は、同軸給電ライン内側導体の遠位端に動作可能に結合されかつその遠位端から延在する放射部内側導体と、放射部内側導体の周りにヘリカル状に巻付けられかつ同軸給電ライン外側導体に動作可能に結合されたシールド用外側導体と、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に位置決めされたシールド用誘電体とを含む。シールド用外側導体のヘリックス角度は、同軸給電ライン内側導体に沿うシールド用外側導体の縦方向位置に応じて変動する。キャップは、放射部内側導体およびシールド用外側導体の少なくとも一方の遠位端に動作可能に結合する。
いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、シールド用外側導体の隣接するラップ間に形成されたボイドによって画定された給電ギャップを含む。いくつかの態様では、断面に沿う給電ギャップ円周とシールド用外側導体円周の比によって規定される給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで非線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、放射部の近位端での０％と放射部の遠位端での約５０％との間で変動する。いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、放射部の縦方向長さに沿って延在するヘリカル状電磁場を生成する。いくつかの態様では、ヘリカル状電磁場は、シールド用外側導体の個々のラップ間で形成されるボイドに関連する。いくつかの態様では、キャップは、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に電気接続を提供する。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスが提供され、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインを含み、同軸給電ラインは、内側導体と、内側導体の周りに同軸的に配設された内側誘電体と、内側誘電体の周りに同軸的に配設された外側導体とを有する。開示されるマイクロ波エネルギー送出デバイスは、同軸給電ラインの遠位端に動作可能に結合された放射部を含む。放射部は、同軸給電ライン内側導体の遠位端に動作可能に結合されかつその遠位端から延在する放射部内側導体と、放射部内側導体の周りにヘリカル状に巻付けられかつ同軸給電ライン外側導体に動作可能に結合されたシールド用外側導体と、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に位置決めされたシールド用誘電体とを含む。シールド用外側導体のピッチは、同軸給電ライン内側導体に沿うシールド用外側導体の縦方向位置に応じて変動する。キャップは、放射部内側導体およびシールド用外側導体の少なくとも一方の遠位端に動作可能に結合する。
いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、シールド用外側導体の隣接するラップ間に形成されたボイドによって画定された給電ギャップを含む。いくつかの態様では、断面に沿う給電ギャップ円周とシールド用外側導体円周の比によって規定される給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、シールド用外側導体の近位端からシールド用外側導体の遠位端まで非線形に変化する。いくつかの態様では、給電ギャップ比は、放射部の近位端での０％と放射部の遠位端での約５０％との間で変動する。いくつかの態様では、マイクロ波エネルギー送出デバイスは、放射部の縦方向長さに沿って延在するヘリカル状電磁場を生成する。いくつかの態様では、ヘリカル状電磁場は、シールド用外側導体の個々のラップ間で形成されるボイドに関連する。いくつかの態様では、キャップは、放射部内側導体とシールド用外側導体との間に電気接続を提供する。
本開示のさらに別の態様では、身体管腔内に共振構造を形成するための方法が提供される。方法は、患者の身体管腔に関して可撓性マイクロ波カテーテルを進めることを含み、可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位端の放射部であって、マイクロ波周波数でマイクロ波エネルギー信号を受信するように構成される、放射部と、放射部に隣接しかつ可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側に展開するように構成された少なくとも１つの芯出しデバイスとを含む。少なくとも１つの芯出しデバイスは、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側にかつ身体管腔内で展開して、放射部を、身体管腔の半径方向中心に位置決めする。円周方向平衡型共振構造が、放射部によって身体管腔内に形成され、マイクロ波周波数のマイクロ波エネルギー信号が、放射部から送出され、マイクロ波周波数で身体管腔を共振させる。
いくつかの態様では、円周方向平衡型共振構造は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射する。いくつかの態様では、被標的組織は心臓神経であり、円周方向平衡型共振構造は、被標的組織を除神経する。
いくつかの態様では、方法は、身体管腔に関して連続流体流を提供するステップおよび身体管腔の少なくとも一部分を冷却するステップをさらに含む。いくつかの態様では、方法は、身体管腔の重要な構造を保存しながら、被標的組織に効果的に損傷を与えるために十分な量のエネルギーが送出されるまで、マイクロ波エネルギー信号の送出を継続するステップをさらに含む。
いくつかの態様では、方法は、連続流体流の温度を監視するステップおよび監視される温度が閾値温度を超える場合、マイクロ波エネルギーの送出を打ち切るステップをさらに含む。
いくつかの態様では、身体管腔は、消化器管腔、聴覚管腔、呼吸系管腔、尿路系管腔、女性生殖系管腔、男性生殖系管腔、血管系管腔、および内部器官の少なくとも１つから選択される。
いくつかの態様では、方法は、マイクロ波周波数に関連する構造を形成するために身体管腔を拡張することをさらに含む。
いくつかの態様では、方法は、身体管腔の解剖学的構造に基づいて身体管腔を共振させるマイクロ波周波数を選択することをさらに含む。
いくつかの態様では、方法は、身体管腔内の温度を監視すること、および、温度が閾値温度を超えると、マイクロ波エネルギー信号の送出を打ち切ることをさらに含む。
いくつかの態様では、放射部は、可撓性マイクロ波カテーテル内で開回路を形成する給電ギャップを含む。いくつかの態様では、放射部は、第１の給電ギャップおよび第２の給電ギャップを含み、第１および第２の給電ギャップはそれぞれ、可撓性マイクロ波カテーテル内で開回路を形成する。
本開示のさらに別の態様では、身体管腔内に共振構造を形成するための方法が提示される。提示される方法は、患者の身体管腔内で共振構造を進ませることを含む。可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位端の放射部であって、マイクロ波周波数でマイクロ波エネルギー信号を受信するように構成される、放射部と、放射部に隣接する電気伝導性メッシュと、放射部の周りで電気伝導性メッシュを展開するように構成された伸縮自在シースとを含む。方法は、被標的組織に隣接して放射部を位置決めすること、伸縮自在シースを引っ込めること、電気伝導性メッシュを、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外側にかつ身体管腔内で展開すること、それにより、放射部を身体管腔の半径方向中心に芯出しすること、放射部によって身体管腔内で、円周方向平衡型共振構造を形成すること、および、身体管腔をマイクロ波周波数で共振させるためにマイクロ波周波数のマイクロ波エネルギー信号を送出することを含む。
いくつかの態様では、方法は、伝導性パターンがないことを特徴とする(characterized by)窓を電気伝導性メッシュ内に形成すること、および、窓に関連する身体管腔の領域を加熱することを含む。いくつかの態様では、身体管腔は腎動脈であり、被標的組織は腎臓神経であり、窓に関連する身体管腔の領域を加熱することは、腎臓を少なくとも部分的に除神経する。
いくつかの態様では、方法は、腎動脈の少なくとも一部分を冷却するステップを含む。
いくつかの態様では、方法は、エネルギー送出を増大させ、可撓性マイクロ波カテーテルの少なくとも一部分の加熱を減少させるために流体冷却用構造を設けるステップを含む。身体管腔を、消化器管腔、聴覚管腔、呼吸系管腔、尿路系管腔、女性生殖系管腔、男性生殖系管腔、血管系管腔、および内部器官の少なくとも１つから選択することができる。いくつかの態様では、円周方向平衡型共振構造は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射する。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波焼灼導波管を実装する方法が提供される。方法は、流体を搬送するように適合されかつ生きている生体組織から形成された管腔を選択するステップと、細長い内側導体を管腔内に縦に導入するステップと、細長い内側導体の遠位端を、関心の解剖学的特徴部に隣接する管腔内の場所に位置決めするステップと、細長い内側導体の少なくとも一部分を管腔の縦軸にそって芯出しするステップと、細長い内側導体をマイクロ波焼灼エネルギーで励起するステップと、関心の解剖学的特徴部の近位へのマイクロ波焼灼エネルギーの伝搬を減少させるために、細長い内側導体を管腔によって電気的にシールドするステップとを含む。いくつかの態様では、管腔は、管腔内で搬送される流体の誘電体特性に応じて選択される。
いくつかの態様では、芯出しするステップは、芯出し部材であって、芯出し部材を通る被搬送流体の流れを容易にする、芯出し部材を設けることを含む。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体の誘電体特性を変更するステップをさらに含む。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体に流体改良を導入するステップをさらに含む。いくつかの態様では、流体改良は、検知される電気パラメータに応答して被搬送流体に導入される。検知される電気パラメータを、ＶＳＷＲ、力率、インピーダンス、キャパシタンス、インダクタンス、および抵抗からなる群から選択することができる。いくつかの態様では、流体改良は、検知される生物学的パラメータに応答して被搬送流体に導入される。検知される生物学的パラメータを、組織温度、血圧、心拍数、呼吸数、組織インピーダンス、血中酸素濃度、および神経応答からなる群から選択することができる。いくつかの態様では、流体改良を、連続レートで被搬送流体に導入することができる。いくつかの態様では、流体改良は、可変レートで被搬送流体に導入される。流体改良を、検知される電気パラメータおよび／または生物学的パラメータに応答して選択されたレートで被搬送流体に導入することができる。
本開示のさらに別の態様では、放射パターンを有するマイクロ波焼灼機器を使用する方法が提供される。方法は、流体を搬送するように適合されかつ生きている生体組織から形成された管腔を選択すること、マイクロ波焼灼パターンを管腔内に縦に導入すること、マイクロ波焼灼機器の放射パターンを、関心の解剖学的特徴部に隣接する場所に位置決めするステップと、細長い内側導体の少なくとも一部分を管腔の縦軸にそって芯出しすること、マイクロ波焼灼機器をマイクロ波焼灼エネルギーで励起すること、および、関心の解剖学的特徴部の近への管腔に沿うマイクロ波焼灼エネルギーの伝搬を減少させるために、マイクロ波焼灼機器を管腔によって電気的にシールドすることを含む。
方法のいくつかの態様では、管腔は、管腔内で搬送される流体の誘電体特性に応じて選択される。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体の誘電体特性を変更することを含む。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体に流体改良を導入することを含む。いくつかの態様では、流体改良は、検知される電気パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される電気パラメータは、ＶＳＷＲ、力率、インピーダンス、キャパシタンス、インダクタンス、および抵抗からなる群から選択される。いくつかの態様では、流体改良は、検知される生物学的パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される生物学的パラメータは、組織温度、血圧、心拍数、呼吸数、組織インピーダンス、血中酸素濃度、および神経応答からなる群から選択される。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波焼灼導波管を実装する方法が提供される。方法は、流体を搬送するように適合されかつ生きている生体組織から形成された管腔を選択するステップと、細長い内側導体を管腔内に導入するステップと、細長い内側導体の少なくとも一部分を管腔内に位置決めするステップであって、それにより、細長い内側導体の縦軸が、管腔の縦軸に実質的に平行でかつその縦軸から所望の距離でかつ関心の解剖学的特徴部の近位に位置決めされる、位置決めするステップと、細長い内側導体に沿ってマイクロ波エネルギーを転送するステップであって、それにより、管腔が、内側導体をシールドし、所定の量のマイクロ波エネルギーが関心の解剖学的特徴部を通って伝搬することを可能にする、転送するステップとを含む。方法のいくつかの態様では、管腔は、管腔内で搬送される流体の誘電体特性に応じて選択される。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体の誘電体特性を変更することを含む。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体に流体改良を導入することを含む。いくつかの態様では、流体改良は、検知される電気パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される電気パラメータは、ＶＳＷＲ、力率、インピーダンス、キャパシタンス、インダクタンス、および抵抗からなる群から選択される。いくつかの態様では、流体改良は、検知される生物学的パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される生物学的パラメータは、組織温度、血圧、心拍数、呼吸数、組織インピーダンス、血中酸素濃度、および神経応答からなる群から選択される。
本開示のさらに別の態様では、マイクロ波焼灼機器を使用する方法が提供される。方法は、流体を搬送するように適合されかつ生きている生体組織から形成された管腔を選択すること、予め規定された放射パターンを生成することが可能な構造を有する外側導体を有するマイクロ波アンテナを管腔内に導入すること、関心の解剖学的特徴部の近位の場所にマイクロ波アンテナを位置決めすること、および、マイクロ波アンテナをマイクロ波エネルギーで励起することであって、それにより、マイクロ波エネルギーがマイクロ波アンテナから所定の放射パターンで放出するときに、管腔が、管腔を通って伝搬されることを許容されるマイクロ波エネルギーの量を制御する、励起することを含む。方法のいくつかの態様では、管腔は、管腔内で搬送される流体の誘電体特性に応じて選択される。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体の誘電体特性を変更することを含む。いくつかの態様では、方法は、被搬送流体に流体改良を導入することを含む。いくつかの態様では、流体改良は、検知される電気パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される電気パラメータは、ＶＳＷＲ、力率、インピーダンス、キャパシタンス、インダクタンス、および抵抗からなる群から選択される。いくつかの態様では、流体改良は、検知される生物学的パラメータに応答して被搬送流体に導入される。いくつかの態様では、検知される生物学的パラメータは、組織温度、血圧、心拍数、呼吸数、組織インピーダンス、血中酸素濃度、および神経応答からなる群から選択される。
本明細書に組込まれまた本明細書の一部を構成する添付図面は、本開示の種々の例示的な実施形態を示す。先に与えられた一般的な説明および以下で与えられる実施形態の詳細な説明と共に、添付図面は、本明細書で開示されるシステム、装置、および方法の原理を説明するのに役立つ。
本開示のいくつかの実施形態による血管系を介して腎動脈にアクセスする可撓性マイクロ波カテーテルの部分断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による可撓性マイクロ波カテーテルを有するマイクロ波エネルギー送出システムのシステム図である。 本開示のいくつかの実施形態による血管系を介して腎動脈にアクセスする可撓性マイクロ波カテーテルの部分断面図である。 腎動脈の解剖学的構造の横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による可撓性同軸ケーブルの実施形態の横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による生得身体管腔内のマイクロ波導波管構造の実施形態の横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態によるマイクロ波導波管構造の実施形態の縦断面図である。 本開示のいくつかの実施形態によるカテーテルハブのブロック図である。 本開示のいくつかの実施形態による可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の横断面図である。 可撓性マイクロ波カテーテルであって、放射部の少なくとも一部が可撓性マイクロ波カテーテルの外側シース内に収容される、可撓性マイクロ波カテーテルを有する、本開示のいくつかの実施形態によるマイクロ波エネルギー送出システムの実施形態のシステム図である。 本開示のいくつかの実施形態によるカテーテルハブカプラの縦断面の実施形態を示す図である。 本開示のいくつかの実施形態によるカテーテルハブカプラの縦断面の実施形態を示す図である。 本開示のいくつかの実施形態によるカテーテルハブカプラの縦断面の実施形態を示す図である。 本開示のいくつかの実施形態による可撓性マイクロ波カテーテルガイドワイヤシステムの実施形態の側面図である。 図９Ａのガイドワイヤシステムの縦断面図である。 図９Ａのガイドワイヤシステムの縦断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による腎動脈内で芯出しされた可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による腎動脈内で芯出しされた可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 腎動脈内でオフセンター位置にある可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 腎動脈内でオフセンター位置にある可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 腎動脈内でオフセンター位置にある可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 腎動脈内でオフセンター位置にある可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ縦断面図と横断面図である。 腎動脈の内側と外側で測定される温度と実験的プロシージャ中に測定される電力との間の関係を示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 本開示の実施形態のいくつかを組立てる製造プロセスのステップを示す図である。 流入流体通路から流出流体通路へ循環用流体を戻すための、本開示による放射部キャップの実施形態の縦断面図である。 図１５Ａのキャップの部分断面図を有する斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による放射部に関連するステントに似た拡張可能要素の実施形態の縦断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による放射部に関連するステントに似た拡張可能要素の実施形態の縦断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による放射部に関連するステントに似た拡張可能要素の実施形態の側面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、組織に除神経エネルギーを選択的に送出するための複数の窓を画定する伝導性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１７Ａの伝導性メッシュ構造からの、選択的に送出された除神経エネルギーを受信した後の腎動脈の一部分の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、組織に除神経エネルギーを選択的に送出するための複数の窓を画定する伝導性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 図１８Ａの伝導性メッシュ構造を利用する、本開示のいくつかの実施形態による手術プロシージャのステップを示す斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、組織に除神経エネルギーを選択的に送出するための複数の窓を画定する伝導性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１９Ａの伝導性メッシュ構造からの、選択的に送出された除神経エネルギーを受信した後の腎動脈の一部分の斜視図である。 複数の伝導性メッシュ構造であって、それぞれが、組織に除神経エネルギーを選択的に送出するための複数の窓を画定する、複数の伝導性メッシュ構造を有する、本開示のいくつかの実施形態による放射部の実施形態の側面図である。 複数の放射部を画定する複数の伝導性メッシュ構造を有する、本開示のいくつかの実施形態による放射部の実施形態の側面図である。 遠位メッシュバスケット構造および近位メッシュ構造を有する、本開示のいくつかの実施形態による放射部の実施形態の側面図である。 近位メッシュ構造およびテザーを介してキャップに動作可能に結合された遠位メッシュ構造を有する、本開示のいくつかの実施形態による放射部の実施形態の側面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、階段状径を有する階段状可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、膨張可能芯出しバルーンを含む可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の放射部の側面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、膨張可能バルーン内に遠位放射部を有するマイクロ波エネルギー送出システムの実施形態の縦断面図である。 図２５Ａのマイクロ波エネルギー送出システムの遠位放射部の実施形態の縦断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、身体管腔内で放射部を芯出しするための複数のローブを有する膨張可能バルーンの実施形態の斜視図である。 図２６Ａの膨張可能バルーンの縦断面図である。 図２６Ａの膨張可能バルーンのハウジングの斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シース内に収容された芯出しデバイスの、それぞれ縦断面図と横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シース内に収容された芯出しデバイスの、それぞれ縦断面図と横断面図である。 本開示のいくつかの実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シースから展開された芯出しデバイスの実施形態の縦断面図である。 展開位置にある、図２７Ａ〜図２７Ｃの芯出しデバイスの斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による４プロング芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位部の放射部を芯出しするように適合された芯出しバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの放射部を放射部の近位に芯出しするように適合された芯出しバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、放射部を芯出しするように適合された芯出しバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、近位芯出しバスケット、および、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位端に動作可能に結合された遠位芯出しバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、近位芯出しバスケット、および、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位端に動作可能に結合された遠位芯出しバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、放射部に関して芯出しされたデュアルバンド芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、放射部を芯出すするための複数のペダルを含むクローバリーフ芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による、クローバリーフ芯出しデバイスおよび芯出しバスケットを含む可撓性マイクロ波カテーテルの遠位端の実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能パドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能パドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能デュアルパドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能デュアルパドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能パドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能パドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能デュアルパドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による展開可能デュアルパドル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による複数のタインを有する展開可能芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態による複数のタインを有する展開可能芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態によるヘリカル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示のいくつかの実施形態によるヘリカル芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 外側シースの部分が除去されており、構成可能な部分が完全に引っ込んだ位置にあるマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の遠位部の側面図である。 外側シースの部分が除去されており、構成可能な部分が部分的に引っ込んだ位置にあるマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の遠位部の側面図である。 外側シースの部分が除去されており、構成可能な部分が完全に展開された位置にあるマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の遠位部の側面図である。 本開示のいくつかの実施形態による非線形ラップパターンを有するマイクロ波エネルギー放射デバイスの実施形態の側面斜視図である。 図４６から除去されている図４５の実施形態の外側導体の上面斜視図である。 本開示の別の実施形態による非線形ラップパターンを有するマイクロ波エネルギー放射デバイスの実施形態の側面斜視図である。 図４８から除去されている図４７の実施形態の外側カバーの上面斜視図である。 図４４、４５、および４７のマイクロ波エネルギー放射デバイスの放射部と非放射部の比を示すグラフである。 本開示による漏洩導波管の実施形態の電気回路図である。 本開示による可変スロットを有する漏洩導波管の実施形態を示す図である。 各スロットについて利用可能なエネルギーおよび各スロットから送信される利用可能なエネルギーのパーセンテージを示す、本開示による１０スロット導波管の実施形態の電気図である。 各スロットが実質的に同様の量のエネルギーを送信する、本開示による１０スロット導波管の実施形態の電気図である。 本開示の複数の実施形態による１０ヘリックスラップを有するヘリックス導波管の実施形態の側面図である。 本開示の複数の実施形態による５スロット導波管の斜視図である。 本開示の複数の実施形態による５ヘリックスラップを有するヘリックス導波管の斜視図である。 本開示の複数の実施形態による５スロット導波管および５ヘリックスラップを有するヘリックス導波管を並べて比較する図である。 本開示のいくつかの実施形態による、スパイラル窓が内部に形成された、非膨張構成のバルーン芯出しデバイスの実施形態の斜視図である。 完全に膨張した構成でかつ血管系を介して腎動脈内に位置きめされた、図５８Ａのバルーン芯出しデバイスの部分断面斜視図である。 図５８Ａ〜５８Ｃのバルーンカテーテルからの、選択的に送出された除神経エネルギーを受信した後の腎動脈の一部分の斜視図である。
本開示の特定の実施形態が、添付図面を参照して以降で述べられる。しかし、述べる実施形態は、種々の形態で具現化することができる開示の例に過ぎない。不必要な詳細または冗長な詳細において本開示を曖昧にすることを回避するために、よく知られているおよび／または繰り返される機能および構成は詳細に述べられない。したがって、本明細書で開示される特定の実施形態、特定の構造的および機能的詳細、ならびに、本明細書で開示される特定の使用を述べるために本明細書で使用される用語は、制限的であるとして解釈されるのではなく、特許請求の範囲のための基礎として、また、事実上任意の適切に詳述された構造で本開示をさまざまに使用するよう当業者に教示するための代表的な基礎として解釈されるだけである。この説明ならびに図面では、同じに参照された数字は、同じ、同様の、または等価な機能を実施することができる要素を示す。
本明細書で使用されるように、用語「近位の(proximal)」は、慣例的であるが、ユーザにより近い機器の端部を指すものとし、一方、用語「遠位の(distal)」は、ユーザからより遠い端部を指すとするものとする。本明細書で使用されるように、配向、たとえば、「上部top)」、「下部(bottom)」、「上(up)」、「下(down)」、「左(left)」、「右(right)」、「時(o’clock)」、および同様なものを参照する用語は、そこで示される図ならびに対応する軸および特徴部を参照して例証のために使用される。本開示による実施形態を、制限なしで任意の配向で実施することが理解される。
先に論じたように、可撓性マイクロ波カテーテルを、生得または人口管腔を利用することによってプロシージャを実施するために使用することができる。本明細書で論じられる１つの特定のプロシージャは、腎臓にアクセスするために血管系を利用する除神経プロシージャである。実施形態が本明細書で開示され、それにより、エネルギーおよびアンテナ特性は、制限なしで、腎動脈を囲む交感神経束などの被標的神経構造へのマイクロ波除神経エネルギーの印加を可能にするように設計される。しかし、デバイスおよび方法は、任意の他のプロシージャにおいて、また、任意の他の身体管腔、器官、または身体構造に関して利用することができる。この特定のプロシージャは、本開示による一般的な概念およびいくつかの実施形態の使用を立証するために使用されるだけである。たとえば本明細書で開示される可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態はまた、呼吸系におけるプロシージャを実施するために、たとえば、上気道および肺内の腫瘍を処置するために、ならびに、喘息、慢性閉塞性肺疾患(chronic obstructive pulmonary disease)（ＣＯＰＤ）、肺気腫などを処置するために使用することができる。
図１に示すように、開示される可撓性マイクロ波カテーテル３０は、動脈カテーテル１１０を通して大腿動脈ＦＡ内に経皮的に導入され、右腎動脈ＲＲＡ内でかつ右腎臓神経束ＲＲＮに隣接して位置決めされる。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、放射部１００を含み、放射部１００は、右および／または左腎動脈ＲＲＡ、ＬＲＡ（以降で、「腎動脈ＲＡ(renal artery RA)」）生理機能と有利には協働して、それぞれの動脈血管および関連する解剖学的構造に対する付随的損傷を最小にしながら、それぞれの右および／または左腎臓神経束ＲＲＮ、ＬＲＮ（以降で、「腎臓神経ＲＮ(renal nerve RN)」）に除神経エネルギーを送出する。以下に続く議論では、腎臓神経ＲＮおよび腎動脈ＲＡは、本開示による実施形態を示すために使用される。しかし、開示される実施形態は、右腎動脈ＲＲＡまたは左腎動脈ＬＲＡのいずれかと共に使用されて、それぞれの右腎臓神経束ＲＲＮおよび左腎臓神経束ＬＲＮに除神経エネルギーを送出することができることが理解される。
亢進した交感神経活動は、血圧の亢進を始動し維持する。腎臓神経束ＲＮは、腎動脈ＲＡの周りで束ねられる腎臓交感神経（遠心性および求心性）を含む。したがって、腎動脈ＲＡは、大腿動脈ＦＡおよび／または腹部大動脈Ａを通して腎臓神経束ＲＮに対するアクセスを容易にする。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、マイクロ波エネルギーアプリケータの放射部１００を腎臓神経束ＲＮに非常に接近して留置する。腎動脈ＲＡ内に位置決めされると、放射部１００は、腎臓を除神経し、最終的に血圧を下げようとして、腎動脈ＲＡ内から腎動脈ＲＡを囲むそれぞれの腎臓神経束ＲＮに向けてエネルギーを収束しうる。
以下でより詳細に論じるように、種々の実施形態は、血管壁の全体的な完全性を損なうことなく、腎動脈ＲＡ（あるいは他の管腔または身体構造）内の１つまたは複数の場所に対する電気手術エネルギーの印加を可能にする構造を含む。いくつかの実施形態では、エネルギー送出構造は、血管壁に機械的に接触せず、それにより、機械的損傷の結果としての穿孔または狭窄による合併症を低減する。いくつかの実施形態では、エネルギー送出構造は、身体管腔／身体構造の１つまたは複数の層の特定の部分にエネルギーを向け、それにより、身体管腔／身体構造の全体的な生存能力を維持する。いくつかの実施形態では、血液および血管に関する流体流は、血管壁の内側層の冷却に寄与し、それにより、腎臓神経に近接する外側層へのエネルギー送出を可能にしながら、血管壁に対する好ましくない加熱および付随的な損傷を低減する。
本明細書で述べるシステム、デバイス、および方法は、マイクロ波エネルギーの空間的エネルギー制御を提供する。空間的エネルギー制御は、３つの因子、すなわち、エネルギー送出の再現性、送出されるエネルギーの精密な制御、およびエネルギーの効率的な送出を組み込む。空間的エネルギー制御に寄与する因子は、熱管理、誘電体管理、誘電体バッファリング、および電流制御を含む。これらの因子は、周囲の解剖学的組織と連携して動作するシステム、デバイス、および方法を通して制御されることができ、マイクロ波デバイスの一部として周囲組織を効果的に組込む。
マイクロ波エネルギーおよびデバイスは、低周波ＲＦ信号を使用するシステムおよびデバイスの挙動と基本的に異なる挙動を示す。たとえば、低周波「ＲＦ」信号を使用するＲＦシステムの動作または機能は、伝導性材料の閉ループ接続を含む電気回路、すなわち、完全電気回路を必要とする。その回路の挙動は、伝導性材料の閉じた接続の電気特性に直接依存する。最も著名な挙動および例は、ＲＦ回路において伝導性材料の閉ループ接続の破断、たとえば開回路であるが、システムを動作不能にする。
マイクロ波システムは、一方、導波管を通してマイクロ波エネルギーを送信する。導波管の最も一般的な例は、誘電体によって外側導体内に同軸的に位置決めされた内側導体からなる同軸ケーブルである。ＲＦ回路と違って、同軸外側導体内で開回路（たとえば、スロット）を生成することは、システムを動作不能にしない。代わりに、導波管は、マイクロ波信号を搬送し続け、スロットは、導波管によって送信されているエネルギーの一部分を放射する。
したがって、本明細書で述べるシステム、デバイス、および方法のいくつかの実施形態は、マイクロ波エネルギー送出システムの設計に解剖学的構造の一部分を組み込む。より具体的には、本質的に同心である生得身体管腔および他の身体構造の円柱構造は、マイクロ波エネルギーを送信するために本明細書で述べるデバイスによって使用される導波管と連携して動作し、また、導波管の一部になるように利用されうる。
放射構造の構成要素としての生得管腔構造および／または身体構造の使用は、マイクロ波エネルギー誘起熱治療を、被標的解剖学的構造に収束させることなどの増大エネルギー送出技法を可能にする。たとえば、先に述べたように、本明細書で述べる構造は、肺の気管支内の平滑筋層を標的にすることが可能であり、また、腎臓神経の外膜層内の腎臓神経を標的にすることが可能である。さらに、管腔構造内での本明細書で述べるデバイスの使用は、管腔の特定のセクションに対する指向性放射パターンの形成を可能にする。
いくつかの実施形態では、本明細書で述べるデバイスはまた、生得身体管腔内に存在する流体を利用して、解剖学的放射構造の誘電体装荷を実施する。流体の特性は、設計構成要素としてマイクロ波放射器の設計に組込まれる。たとえば、体液は、解剖学的導波管の誘電体層および／または伝導性層を形成することができ、流体の特性は、たとえばインピーダンス整合、エネルギー効率、波長バッファリング、ならびに放射パターン制御および整形などのために設計において利用される。
流体の誘電体特性を、流体内に１つまたは複数の要素を導入すること（および／または１つまたは複数の要素を削除すること）によって、外的に操作および／または調整することができる。たとえば、水含量が高い流体は、高い誘電率を示し、放射構造の周りのマイクロ波場の整形を可能にする。したがって、血液の誘電体特性を、血漿成分を修飾し、水、たんぱく質、無機塩、および有機物質の比を調整することによって調整することができる。同様に、血液の誘電体特性を、血糖値を変更することによって調整することができる。こうして、流体の誘電体特性を変更することは、本明細書で論じる解剖学的導波管において体液が使用されうるため、本明細書で述べるデバイスの性能の変化をもたらすことができる。
本明細書で述べるシステム、デバイス、および方法はまた、解剖学的導波管の１つまたは複数の層および／または本明細書で述べるデバイスの１つまたは複数の構成要素の熱管理のために生得身体管腔内で流体（たとえば、生得のまたは外的に導入された）を利用する。流体は、デバイスの加熱プロファイル内での非標的解剖学的構造の流体冷却によって熱損傷を軽減する。さらに、流体流を、デバイス（複数可）を調整することによって操作する（たとえば、妨害物を増加または減少させ、それにより、流体流を減少または増加させる）ことができる、生得流量を調整することによって操作する（たとえば、別の身体部分における流れを制限することによって、流体流を特定の身体部分に向ける）ことができる、かつ／または、身体機能を調整することによって操作する（たとえば、心拍数を上げ、それにより、身体を通る血液流量を増加させる）ことができる。
本明細書で述べるデバイスの芯出しは、被標的解剖学的構造に対するエネルギー送出の予測可能性および再現性を増加させる。本明細書で述べる芯出しデバイスは、受動芯出しデバイス（たとえば、芯出しのために管腔内の生得の流体流を利用する）、または、放射部を管腔内に能動的におよび／または積極的に位置決めする能動デバイスを含む。
本開示による実施形態では、可撓性マイクロ波カテーテル３０を有するマイクロ波エネルギー送出システム１２は、図２に提供され示される。マイクロ波システム１２は、マイクロ波発生器２２、伝送ライン１４、流体冷却用システム４０、カテーテルハブ１８、および可撓性マイクロ波カテーテル３０を含む。いくつかの実施形態は、放射部１００を所望の位置に案内および／または位置決めするためのガイドワイヤ４７を含むことができる。
可撓性マイクロ波カテーテル３０は、本開示によれば、（たとえば、カテーテルハブ１８および伝送ライン１４を通って）マイクロ波発生器２２に動作可能に接続される可撓性同軸ケーブル３２または給電ラインを含む。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の最も遠位の端部上に位置決めされた放射部１００を含む。いくつかの実施形態では、以下で論じ、また、添付図面で示すように、放射部１００は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース３５から展開可能であり、放射部１００の最も遠位の端部上に露出キャップ３３を含む。
マイクロ波エネルギー信号の１つまたは複数のパラメータは、被標的組織に関連するとすることができる。いくつかの実施形態では、マイクロ波発生器２２によって生成されるマイクロ波エネルギー信号の周波数は、身体管腔の径に関連する。たとえば、腎動脈の径は、第１の周波数のマイクロ波信号を必要とする場合があり、食道の径は、第２の周波数のマイクロ波信号を必要とする場合があり、膣腔の径は、第３の周波数のマイクロ波信号を必要とする場合がある。呼吸系に処置を提供することなどのいくつかの用途は、身体管腔（たとえば、気道）に沿って径が変動するため、身体管腔内の放射部の位置と共に変動することを周波数に要求する場合がある。
カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の近位端に配設され、伝送ライン１４に対する除神経エネルギー源（たとえば、マイクロ波発生器２２）の動作可能な結合を可能にするように構成される。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０と流体冷却用システム４０との間の冷却用流体の交換を可能にする。流体冷却用システム４０は、流入導管４２に冷媒源を提供し、流体受取り目的地（たとえば、レセプタクル、リザーバ、またはドレイン）に接続された流出導管４３を通してカテーテルハブ１８から排出された冷媒を受取る。
図３は、腎動脈ＲＡ内に位置決めされた本開示による可撓性マイクロ波カテーテル３０を示す。いくつかの実施形態では、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、大腿動脈および／または大動脈内に最初に位置決めされた長いシース３１を通して操縦される。長いシース３１の遠位端は、腎動脈ＲＡの近位端に位置決めされる。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、長いシース３１を通って腎動脈ＲＡ内に案内される、たとえば、長いシース３１の遠位端を通過して延在し、腎動脈ＲＡ内に位置決めされる。いくつかの実施形態では、ガイドワイヤ４７は、本明細書で述べる長いシース３１または可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内および／または位置決めするために利用することができる。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部１００は、腎動脈ＲＡ内に位置決めされ、マイクロ波発生器２２からマイクロ波エネルギー信号を受信する（図２参照）。マイクロ波エネルギー信号の少なくとも一部分は、腎動脈ＲＡの少なくとも一部分に選択的に送出される。本明細書で述べられ、添付図に示されるいくつかの実施形態は、有利には、マイクロ波エネルギーの印加時の腎動脈生理機能を利用し、それにより、標的組織の修飾を誘起する。腎臓除神経プロシージャに関して、高血圧を処置するための標的組織は、腎臓神経ＲＲＮ、ＬＲＮの少なくとも一部分を含む。
生得身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）の解剖学的構造は、図４Ａに示される。管腔の最も内側の層および／またはコアは、管腔の流体経路（たとえば、管腔によって形成される中空本体）を形成する。動脈内に含まれる流体１は、通常、体液（たとえば、血液）であるが、非体液（たとえば、生理食塩水、空気、または任意の他の適した流体）を、利用および／または導入することができる。他の生得身体管腔は、他の体液（たとえば、血液、粘液、尿、胆汁、空気、およびその任意の組合せ）を含むことができる、または、管腔は、外的に導入される流体（たとえば、空気、生理食塩水、および水）、またはその任意の組合せを含むことができる。
身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内の第１の層は、約５０％のエラスチンおよび約５０％の軟骨で形成される内膜層２である。他の生得管腔は、たとえば、粘液層、粘液膜層、または角質層などの、同様の弾性層および／または軟骨に似た層を含む場合がある。身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内の第２の層は、平滑筋層３である。平滑筋層を含む他の生得管腔の例は、食道、胃、腸、気管支、尿道、膀胱である。身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内の第３の層は、外膜層４（別名、外膜）である。外膜層４は、ほとんどの器官、血管、および他の身体構造を覆う最も外側の結合組織である。最も外側の外膜層４は、多くの身体管腔の場合と同様に、最も外側の脂肪層５で覆われる。
それぞれの身体管腔および身体構造は機能的に異なるが、身体管腔の一般的な構造および多くの身体構造は、構造上の類似性を有する。たとえば、食道壁の第１の層は、粘膜（粘液膜）であり、第２の層は、食道腺を含む粘膜下層であり、第３の層は、筋層（たとえば、平滑筋）であり、最も外側の層は、脂肪によって覆われる外膜層である。生得身体管腔および身体構造の変動は、本明細書で述べるデバイス、システム、および方法の一般的な動作を変更せず、それらの１つまたは複数の動作パラメータのわずかの変動を必要とするだけである場合がある。
図４Ｂは、内側導体２０、誘電体層２２、および外側導体２４を含む可撓性同軸ケーブル３２の同軸配置構成を示す。図４Ａにおいて生得身体管腔を形成する構造と、図４Ｂにおいて可撓性同軸ケーブル３２を形成する構造との間の類似性を引き出すと、外側導体２４は外膜層４に類似する、かつ／または、最も外側の脂肪層５および誘電体層２２は、中空本体内の流体１に類似する。
図４Ｃは、身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内でのマイクロ波導波管構造ＲＡ／３２の形成を示し、マイクロ波構造ＲＡ／３２は、内側導体２０（たとえば、中空本体１内に位置決めされた導体）、誘電体（たとえば、中空本体１／２２内の流体）、および外側導体（たとえば、最も外側の脂肪層５／２４から形成される）を含む。したがって、マイクロ波エネルギー信号を印加されると、解剖学的構造は、マイクロ波導波管構造の一部になり、誘電率および損失係数は、生得身体管腔および／または身体構造の生理機能および組成に関連する。
任意の導波管構造のエネルギー損失は、誘電体損失（たとえば、誘電体材料による損失）および導体損失（たとえば、導波管を形成する導体における損失）を含む。したがって、誘電体損失は、誘電体を形成する解剖学的構造（たとえば、中空本体内の流体１）における損失であり、導体損失は、内側導体２０および外側導体４／２４および５／２４を形成する構造および／または解剖学的構造における損失である。
いくつかの実施形態では、腎動脈の解剖学的構造を形成する層を有する共振マイクロ波導波管構造を形成することは、不十分な導波管を生成し、不十分な導波管によって、解剖学的構造における損失が、損傷を与える温度レベルまで標的組織を加熱しうる。たとえば、腎臓神経ＬＲＮ、ＲＲＮ（たとえば、腎臓遠心性神経および腎臓求心性神経）は、脂肪層５によって囲まれる外膜層４内に存在する。外膜層４および脂肪層５は、伝導性材料の特性に似た特性および誘電体材料の特性に似た特性を示す。したがって、外膜層４および脂肪層５内で電磁場によって生成されるマイクロ波電流は、各層の表面上を移動し（伝導性特性）、各層を通って移動する（誘電体特性）。したがって、外膜層４および脂肪層５の損失は、伝導性損失および誘電体損失を含む。
いくつかの実施形態では、図５に示すように、外膜層４は、同軸ケーブル外側導体２４の内側表面上に形成された（たとえば、脂肪層５の内側表面上に形成された）損失性誘電体フィルム（ＬＤＦ）に類似するものとみなすことができる。したがって、高エネルギー吸収レートは、外膜層４を標的にし、外膜層４内に含まれる、かつ／または、外膜層４に隣接する神経を損傷しうる。腎動脈ＲＡを通る血液流量のせいで、組織損傷を誘起する場合があるマイクロ波熱エネルギーは、身体構造（たとえば、腎動脈ＲＡ）内で調節される場合があり、それにより、内膜層２および平滑筋層３の保存をもたらし、生存能力のある動脈構造を維持する。
図６Ａは、本開示のいくつかの実施形態によるカテーテルハブ１８のブロック図を示す。カテーテルハブ１８は、図６Ｂに示すように、５つのポートを含むことができ、多管腔管６３０の近位端に配設されることができる。カテーテルハブ１８は、５つの管腔と、発生器、冷媒源、および冷媒戻りなどの対応する要素との動作可能な結合を容易にするコネクタを含むことができる。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の近位端に配設され、可撓性マイクロ波カテーテル３０に接続することができる種々のシステムの動作可能な結合を可能にするように構成される。カテーテルハブ１８は、伝送ライン１４に接続し、伝送ライン１４から、除神経エネルギー源（たとえば、マイクロ波発生器２２）によって生成される除神経エネルギーを受取る。カテーテルハブ１８は、流体冷却用システム４０に接続し、可撓性マイクロ波カテーテル３０と流体冷却用システム４０との間の冷却用流体の交換を行うことができる。流体冷却用システム４０は、冷媒源を流入導管４２に提供し、流出導管４３を通してカテーテルハブ１８から排出される冷媒を受取り、排出される冷媒を、受取り目的地（たとえば、レセプタクル、リザーバ、またはドレイン）に堆積させる。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内し位置決めするためのガイドワイヤ４７に接続することができる。可撓性マイクロ波カテーテル３０はまた、可撓性マイクロ波カテーテル３０上の１つまたは複数のセンサ１５３４（図１５Ａ参照）を、マイクロ波発生器２２内に収容される制御システムまたはセンサ監視システムに動作可能に結合させる１つまたは複数のリード３４ａに接続することができる。
図６Ｂに示すように、本開示による可撓性マイクロ波カテーテル３０は、多管腔管６３０であって、多管腔管６３０の近位端にマルチポートカテーテルハブ１８を有する、管腔管６３０を含む（図２参照）。多管腔管６３０は、全体が細長い円柱の外側表面を有し、その外側表面内に複数の導管、通路が形成されている、かつ／また、その外側表面内に縦に複数の管腔が配設されている。多管腔管６３０は、制限なしで、押出し成形などの任意の適した製造方法によって形成することができる。多管腔管６３０は、中央管腔（たとえば、可撓性同軸ケーブル管腔３２ａ）を含むことができ、中央管腔は、多管腔管６３０を通って軸方向に延在する全体が円形の断面を有し、可撓性同軸給電ライン３２を収容するような寸法に作られる（図２参照）。全体が円形の断面を有する第１の対の管腔（たとえば、ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂおよびセンサリード管腔３０ｃ）は、中央管腔の反対側に（たとえば、１２時の位置と６時の位置に）位置決めすることができ、たとえば、ガイドワイヤ４７およびセンサ導体３４ａ（図８Ａ）をそれぞれ収容するように適合される。全体が弓状断面を有する第２の対の管腔（たとえば、流入流体通路４４ａおよび流出流体通路４４ｂ）は、冷媒流入および冷媒流出をそれぞれ収容するために、第１の対の管腔の間で、中央管腔の反対側に（たとえば、９時と３時に）位置決めすることができる。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース３５は、十分な硬質性を維持しながら、強度を改善するため、捩れに抗するため、および／または、柔軟性を提供するために編み組および／または巻き線を含むことができる。外側シース３５は、所望の位置への可撓性マイクロ波カテーテル３０の操向および操作を容易にするために、１つまたは複数の操向ワイヤ（図示せず）を含むことができる。外側シース３５は、血液凝固を減少させるために、外側管腔の外側表面３５ｃ上に、たとえばパリレンなどの誘電体被覆を含むことができる。
図７に示すように、いくつかの実施形態では、可撓性同軸ケーブル３２および放射部の少なくとも一部は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース３５内に収容される。カテーテルハブ１８は、カテーテルハブ１８内に収容され、放射部１００に結合したアクチュエータ１５を含む。アクチュエータ１５は、以下で詳細に論じるように、放射部１００およびキャップ３３を、外側シース３５から遠位に展開するように構成される。
カテーテルハブ１８は、図８Ａ〜８Ｂおよび図８Ｃにそれぞれ示すように、カプラ４５または調整可能流体カプラ８４５を含む。カプラ４５または調整可能流体カプラ８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０内に形成された１つまたは複数の管腔３０ａ〜３０ｃ、４４ａ、および４４ｂに対する接続を提供する。図８Ａは、可撓性同軸ケーブル管腔３０ａ、ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂ、およびセンサリード管腔３０ｃに対する接続を提供するカプラ４５の断面を示す。図８Ｂは、可撓性同軸ケーブル管腔３０ａならびに流入および流出流体通路４４ａ、４４ｂに対する接続を提供するカプラ４５の断面を示す。図８Ｃは、可撓性同軸ケーブル管腔３０ａならびに流入および流出流体通路４４ａ、４４ｂに対する調整可能な接続を提供する調整可能カプラ８４５を示す。カテーテルハブ１８およびカプラ４５のおよび調整可能カプラ８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０に対する種々の接続を容易にするために必要とされる、任意の数のまた任意の組合せの管腔、経路、および電気導管を含むことができる。
図８Ａでは、ガイドワイヤ４７は、カプラ本体４５ａと近位歪逃がし４５ｃとの間に形成された開口（図示せず）を通るガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂ内に導入され、１つまたは複数のセンサリード３４ａは、カプラ本体４５ａと近位歪逃がし４５ｃとの間に形成された別の開口（図示せず）を通るセンサリード管腔３０ｃ内に導入される。
図８Ｂでは、流入導管４２は、流入ポート４２ａに接続し、冷却用流体を流入プレナム４２ｂに提供する。流入プレナム４２ｂ内の冷却用流体は、流入流体通路４４ａを通って遠位に流れ、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端に冷却用流体を提供する。流入流体通路４４ａは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端の流出流体通路４４ｂと流体連通状態にあり（図１５Ａ〜１５Ｂ参照）、それにより、冷却用流体は、流出流体通路４４ｂを通って近位に流出ポート４３ａの流出プレナム４３ｂまで移動する。流出導管４３は、流出ポート４３ａに接続し、冷却用流体を流体冷却用システム４０に戻す。流入ポート４２ａおよび流出ポート４３ａは、カプラ本体４５ａと近位歪逃がし４５ｃとの間でカプラ４５内に形成されるが、可撓性マイクロ波カテーテル３０の管腔（たとえば、可撓性同軸ケーブル管腔３０ａ、ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂ、センサリード管腔３０ｃ、流入流体通路４４ａ、および流出流体通路４４ｂ）の任意の１つまたは複数に対する接続は、カプラ４５の任意の部分に形成することができる。
いくつかの実施形態では、カテーテルハブ１８は、図８Ｃに示す調整可能流体カプラ８４５を含む。調整可能流体カプラ８４５は、流体カプラ本体８４５ａであって、流体カプラ本体８４５ａ内に流入プレナム８４２ｂおよび流出プレナム８４３ｂを形成する、流体カプラ本体８４５ａを含む。流入プレナム８４２は流入導管８４２と流体連通状態にあり、流出プレナム８４３ｂは流出導管８４３と流体連通状態にある。
調整可能流体カプラ８４５はまた、可撓性マイクロ波カテーテル３０（たとえば、可撓性同軸ケーブル３２に対する組立体および接続）および伝送ライン１４を支持する遠位および／または近位歪逃がし（明示的には示さず）を含むことができる。さらなる歪逃がしは、流入導管４１ａ、流出導管４１ｂ、および本明細書で述べるカプラ４５および調整可能流体カプラ８４５に接続する他の要素を支持するために設けることができる。
調整可能流体カプラ８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の同軸ケーブル（たとえば、伝送ライン１４または可撓性同軸ケーブル３２）、流体冷却用システム３０、および外側シース３５を調整可能に結合するように構成される。流体カプラ本体８４５ａは、流体シール用システム８１９を収容し、遠位端に外側シースカプラ８４５ｂを形成する。流体シール用システム８１９は、流体カプラ本体８４５ａの近位端に、遠位シール用隔壁８１９ａ、近位シール用隔壁８１９ｂ、およびバイパスバルブ８１９ｃを含む。遠位シール用隔壁８１９ａおよび近位シール用隔壁８１９ｂはそれぞれ、１つまたは複数のｏリングを含むことができる。
本明細書で展開を論じるとき、２つのアプローチを利用することができる。第１のアプローチでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端は、被標的組織の近位に留置され、放射部１００は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース３５から遠位に出易くされる（少なくとも図４２〜４４参照）。第２のアプローチでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端は、被標的組織に隣接して留置され、外側シース３５は、近位に引き戻され、それにより、放射部１００を展開する（少なくとも図１８Ｂ〜１８Ｇ参照）。
遠位シール用隔壁８１９ａは、流体流管腔３７と流体カプラ本体８４５ａの内部表面との間に配設され、それにより、流体カプラ本体８４５ａの遠位内側表面と流体流管腔３７の外側表面と遠位シール用隔壁８１９ａと外側シースカプラ８４５ｂとの間に流出プレナム８４３ｂを形成する。流出プレナム８４３ｂは、可撓性マイクロ波カテーテル３０を通して循環される流体を受取り、循環される流体を流出ポート８４３ａに提供する。
近位シール用隔壁８１９ｂは、流体カプラ本体８４５ａと可撓性同軸ケーブル３２との間に配設され、それにより、流体カプラ本体８４５ａの内側表面と可撓性同軸ケーブル３２の外側表面と遠位シール用隔壁８１９ａと近位シール用隔壁８１９ｂとの間に流入プレナム８４２ｂを形成する。流入プレナム８４２ｂは、流入ポート８４２ａから冷却用流体を受取る。流入ポート８４２ａから流入プレナム８４２ｂに提供される冷却用流体は、可撓性同軸ケーブル３２の外側表面と流体流管腔３７の内側表面との間に形成された流入流体通路４４ａ内に可撓性マイクロ波カテーテル３０を通して流れる。
バイパスバルブ８１９ｃは、流体カプラ本体８４５ａと可撓性同軸ケーブル３２との間の２次シールを提供する。バイパスバルブ８１９ｃは、近位シール用隔壁８１９ｂを通過することができる流体を捕捉するように構成される。近位シール用隔壁８１９ｂはまた、流体カプラ本体８４５ａ内にまた流体カプラ本体８４５ａを通って延在する可撓性同軸ケーブル３２に対する歪逃がしを提供することができる。
使用中、冷媒は、流入ポート８４２ａを通って流入プレナム８４２ｂ内に流れる。流入プレナム８４２ｂ内の流体圧力は、可撓性同軸ケーブル３２の外側表面と流体流管腔３７の内側表面との間に形成された流入流体通路４４ａ内に冷媒を強制的に流す。冷媒は、継続して可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端まで進み、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位端上の組立体（たとえば、放射部１００）を通って、流出流体通路４４ｂに入る。流出流体通路４４ｂは、流体流管腔３７の外側表面と外側シース３５の内側表面との間に形成される。流出流体通路４４ｂからの流体は、流出プレナム８４３ａ内に堆積し、流出ポート８４３ａを通って冷媒目的地（たとえば、再使用のための貯蔵コンテナおよび／またはドレナージシステム）まで流れる。
流体流管腔３７は、撓性同軸ケーブル３２の周りに同軸的に位置決めされ、外側シース３５は、流体流管腔３７の周りに同軸的に位置決めされる。可撓性同軸ケーブル３２の外径と流体流管腔３７の内径との間の隙間は、第１の流体導管（たとえば、流入流体通路４４ａ）を画定する。流体流管腔３７の外径と外側シース３５の内径との間の隙間は、第２の流体導管（たとえば、流出流体通路４４ｂ）を画定する。使用中、冷媒、たとえば二酸化炭素、空気、生理食塩水、水、または他の冷媒媒体は、望ましい誘電体特性を含むことができ、また、１つの冷媒導管によって可撓性マイクロ波カテーテル３０および／またはその遠位端上の放射部１００に供給されることができる。すなわち、いくつかの実施形態では、第１の流体導管（たとえば、流入流体通路４４ａ）は冷媒を供給し、第２の流体導管（たとえば、流出流体通路４４ｂ）は冷媒を排出する。他の実施形態では、流体流の方向は反対とすることができる。１つまたは複数の縦に配向するフィンまたはストラット（明示的に示さない）が、流入流体通路４４ａ、流出流体通路４４ｂ、および／または外側シース３５内に位置決めされて、外側シース３５、流体流管腔３７、および／または可撓性同軸ケーブル３２の間での同軸的芯出しを維持する。
いくつかの実施形態では、アクチュエータアーム１５ｂは、可撓性同軸ケーブル３２とアクチュエータ１５との間の結合を提供する。アクチュエータ１５およびアクチュエータアーム１５ｂは、調整可能流体カプラ８４５を通して可撓性同軸ケーブル３２の動きを与えるように構成される。可撓性同軸ケーブル３２の動きは、以下で詳細に論じるように、放射部１００を展開する。可撓性同軸ケーブル３２が動いている間、液密シールが、近位シール用隔壁８１９ｂによって可撓性同軸ケーブルの周りで維持される。
いくつかの実施形態では、カプラアクチュエータアーム１５ｃは、調整可能流体カプラ８４５とアクチュエータ１５との間の結合を提供する。アクチュエータ１５およびカプラアクチュエータアーム１５ｃは、調整可能流体カプラ８４５に動きを与えるように構成され、調整可能流体カプラ８４５は、次に、ハブ１８内で所定位置に固定される可撓性同軸ケーブル３２の周りで、流体流管腔３７と外側シース３５に動きを与える。したがって、いくつかの実施形態では、可撓性同軸ケーブル３２は、固定の調整可能流体カプラ８４５を通して縦に移動し、それにより、遠位に位置決めされる放射部１００を展開する。いくつかの実施形態では、可撓性同軸ケーブル３２は固定であり、調整可能流体カプラ８４５、外側シース３５、および流体流管腔３７は、可撓性同軸ケーブル３２の周りで縦に移動し、それにより、遠位に位置決めされる放射部１００から外側シース３５を引っ込める。
使用時、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、生得身体管腔および／または身体構造に隣接する標的組織に管腔を通して給送される。ある例では、血管系は、種々の生得身体管腔および／または身体構造に対して身体を通る蛇行ルートを提示する。たとえば、大腿動脈は、腎動脈に対するアクセスを提供する。可撓性マイクロ波カテーテル３０を形成する種々の要素は、可撓性マイクロ波カテーテル３０要素の半径が異なることに起因するシフト力および／または変位力を受ける場合があり、捩れ、捻じれなどのような望ましくない影響をもたらしうる。有利には、可撓性マイクロ波カテーテル３０を形成する種々の構成要素および流体シール用システム８１９に対する接続は、弾性品質および潤滑性品質を有する材料から形成され、要素が、流体カプラ本体８４５ａおよび／またはカテーテルハブ１８内で独立して縦に（たとえば、近位におよび／または遠位に）移動することを可能にする。こうして、要素は、冷却用要素の流体的完全性を維持しながら、可撓性マイクロ波カテーテル３０が所定場所に案内されるときに位置をシフトしうる。
開示される可撓性マイクロ波カテーテル３０は、大腿動脈内に経皮的に導入され、腎臓神経束に隣接して腎動脈内に位置決めされることができる。可撓性マイクロ波カテーテル３０の留置は、血管内に導入され、任意の所望の標的組織に隣接して位置決めされることができる。構成可能な長さのマイクロ波エネルギー放射デバイス１００は、放射部を含み、放射部は、腎動脈生理機能と有利には協働して、動脈血管および関連する解剖学的構造に対する付随的損傷を最小にしながら、腎臓神経束に除神経エネルギーを送出する。
本開示によるカテーテルシステムは、ガイドワイヤであって、ガイドワイヤの遠位端に配設されたノブまたはボールを有する、ガイドワイヤを含むことができる。ノブまたはボールは、イメージング（Ｘ線透視、ＭＲＩなど）を使用して、ガイドワイヤ、より詳細には、ガイドワイヤの遠位端の位置決めを可能にするためにＸ線不透過性とすることができる。使用中、ガイドワイヤの遠位端を、身体管腔内に導入し、任意選択で、上述したようにイメージングを使用して所定位置に進めることができる。ガイドワイヤの近位端を、その後、ガイドワイヤ管腔と連通状態にあるカテーテル上の対応するポートに挿入することができる。カテーテルは、その後、身体管腔内に所望の場所まで進められる。カテーテルが所望の場所まで進められると、ノブ、ボール、および／またはカテーテルの刻み目または他の特徴部が、触覚フィードバックおよび／または確実動作の停止部を提供して、カテーテルの正確な位置決めを容易にする。
いくつかの実施形態では、ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂの遠位端は、図９Ａ〜９Ｃに示すように、放射部１００から近位で終端する。ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂの遠位端３０ｂｄは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース３５内でガイドワイヤボール受取り部４７ｂを形成する。ガイドワイヤボール受取り部４７ｂは、図９Ａに示すようにガイドワイヤ４７の近位端を受取るように構成される。
使用時、ガイドワイヤ４７および遠位ガイドワイヤボール４７ａは、本体に挿入され、遠位ガイドワイヤボール４７ａは、ガイダンスシステム（たとえば、イメージングシステムまたは任意の適したガイダンスおよび位置決めシステム）を使用して被標的組織に隣接して位置決めされる。遠位ガイドワイヤボール４７ａを所望の場所に位置決めした後、ガイドワイヤ４７ａの近位端（明示的に示さず）は、ガイドワイヤボール受取り部４７ｂに挿入され、ガイドワイヤトラッキング管腔３０ｂおよびカテーテルハブ１８を通過する（図２、図６Ａ、および図７Ｂ参照）。
可撓性マイクロ波カテーテル３０は、ガイドワイヤ４７によって標的組織まで案内される。図９Ｂおよび図９Ｃに示すように、遠位ガイドワイヤボール４７ａは、放射部１００の近位になるように、ガイドワイヤボール受取り部４７ｂによって受取られる。
本明細書で論じるいくつかの実施形態および構造は、先に述べ図４Ａ〜４Ｃおよび図５に示す同軸構造類似物に従い、同軸構造は、同軸給電ライン構造を形成するために生得身体管腔の１つまたは複数の層を組み込む。任意の他の同軸構造のように、導波管を形成する構造の同軸的位置決めは、導波管の動作および／または効率に直接関連する。
図１０Ａ〜１２Ａはそれぞれ、腎動脈ＲＡ内に位置決めされた可撓性マイクロ波カテーテル３０を示し、図１０Ｂ〜１２Ｂは、それらの各断面を示す。図１０Ａおよび図１０Ｂでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０および遠位放射部１００は、腎動脈ＲＡ内で芯出しされる。図１１Ａおよび図１１Ｂでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０および遠位放射部１００は、真ん真ん中から０．５ｍｍだけオフセットし、図１２Ａおよび図１２Ｂでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０および遠位放射部１００は、真ん真ん中から０１ｍｍだけオフセットする。図１０Ａ〜１２Ａおよび図１０Ｂ〜１２Ｂのそれぞれは、約２分間の可撓性マイクロ波カテーテル３０に対する２５Ｗのマイクロ波エネルギーの印加による、腎動脈内のまた腎動脈の周りの熱エネルギーの分布を示す。
図１０Ａ〜１２Ａのそれぞれでは、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、可撓性同軸ケーブル３２によって形成される第１の近位導波管、および、内側導体２０および解剖学的構造の一部分によって形成される第２の遠位導波管を含む。第１の近位導波管を形成する可撓性同軸ケーブル３２は、誘電体層２２によって、芯出しされ、外側導体２４から同軸的にオフセットした内側導体２０を含む。第２の遠位導波管は、解剖学的共振構造１０３２、１１３２、および１２３２であり、可撓性同軸ケーブル３２から遠位に延在する、それぞれ内側導体１０２０、１１２０、１２２０の一部分、移行部誘電体１０２６、１１２６、１２２６および腎動脈に含まれる流体１によって、内側導体から同軸的にオフセットする腎動脈ＲＡの一部分を含む。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部１００は、可撓性同軸ケーブル３２の遠位端に形成される。本開示による、また、本開示の製造プロセスの実施形態では、外側導体２４の一部分は、除去されて、内側導体２０を露出させ、それにより、マイクロ波エネルギーなどの除神経エネルギーの伝搬を容易にする給電ギャップ１０５０、１１５０、１２５０（たとえば、給電点）を形成する。任意選択でまたは代替的に、移行部誘電体２６は、給電ギャップ１０５０、１１５０、１２５０内に配設される。移行部誘電体１０２６、１１２６、１２２６は、移行部誘電体１０２６、１１２６、１２２６から除去される外側導体２４の部分に対して全体的におよび／または幾何学的に対応する。
移行部誘電体２６は、内側誘電体２２の誘電体特性と被標的解剖学的構造（たとえば、腎動脈ＲＡ、身体管腔、および／または他の身体構造）の予想(expect)されるまたは平均の誘電体特性のうちの誘電体特性との間の誘電体特性を有する場合がある。こうして移行部誘電体２６を使用することは、たとえば、反射を減少させることによって、定常波（たとえば、ＶＳＷＲ）を減少させることによって、また、放射部１００と被標的組織との間にインピーダンス整合を提供することによって、放射部１００と被標的組織との間の結合を改善する場合がある。
図１０Ａおよび図１０Ｂでは、内側導体２０は、腎動脈ＲＡ内で同軸的に芯出しされる。したがって、解剖学的共振構造１０３２は、実質的に同軸的であり、それにより、実質的に平衡型共振構造を生成する。平衡型解剖学的共振構造１０３２は、腎動脈構造（たとえば、以下で論じる腎動脈の１つまたは複数の層）の解剖学的部分内で誘電体損失および／または伝導性損失による加熱を生成する。図１０Ｂに示すように、腎動脈ＲＡ内での内側導体２０の芯出しは、腎動脈ＲＡの周りで実質的に均一な加熱１０００ａを生成する。
腎動脈ＲＡ内で内側導体１０３２を芯出しすることは、平衡型解剖学的共振構造１０３２を形成することに加えて、腎動脈ＲＡの周りで実質的に均一な加熱１０００ａおよび生成された熱エネルギーの均等な分布を生成する。さらに、可撓性同軸ケーブル３２も遠位端の加熱および解剖学的共振構造１０３２内の露出した内側導体１０２０の加熱は、許容可能な温度まで維持される。
解剖学的共振構造１１３２および１２３２を形成する解剖学的構造（たとえば、腎動脈ＲＡ）に関して、図１１Ａ〜１２Ａおよび図１１Ｂ〜１２Ｂに示すように内側導体２０をオフセットさせることは、腎動脈ＲＡの周りでの不均一な加熱１１００ａ、１２００ａの生成をもたらす。
図１１Ａおよび図１１Ｂでは、内側導体２０は、腎動脈ＲＡの中心から０．５ｍｍだけオフセットし、図１２Ａおよび図１２Ｂでは、内側導体２０は、腎動脈ＲＡの中心から０１ｍｍだけオフセットし、それぞれの事例では、不平衡型解剖学的共振構造１１３２および１２３２が形成される。不平衡型解剖学的共振構造１１３２、１２３２は、腎動脈ＲＡの周りで不均一な加熱１１００ａ、１２００ａを生成し、腎動脈ＲＡに隣接してホットスポットを形成する。ホットスポットは、ホットスポットに隣接する腎動脈ＲＡの部分の温度を上げることをもたらす場合があり、また、非可逆的組織損傷をもたらす場合がある。さらに、内側導体２０をオフセットさせることはまた、可撓性同軸ケーブル３２も遠位端および／または露出した内側導体２０の部分を許容されない温度まで加熱する場合がある。
図１０Ａ〜１２Ａに示すように、それぞれの解剖学的共振構造１０３２、１１３２、１２３２は、腎動脈ＲＡの内部温度と外部温度との間に大きなデルタを生成する。図１３は、可撓性同軸ケーブル３２の起始部で測定された電力に対してプロットされた、腎動脈ＲＡの内部温度と外部温度を示す実験データである（図７参照）。腎動脈１３３４ａの内部での最大温度の線形表現および腎動脈１３３４ｂの外部での最大温度の線形表現は、腎動脈ＲＡの内部で致死温度未満を維持しながら、血管の外側層で細胞毒性のある（たとえば、細胞にとって有毒な熱エネルギーの品質）温度を達成することになる腎動脈ＲＡの外部の温度を、解剖学的共振構造１０３２、１１３２、１２３２が生成することを立証する。
以下で論じるように、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、生得身体管腔内でまたは生得身体構造内で放射部１００を同軸的に芯出しするように構成された芯出しデバイスを含むことができ、それにより、以下で論じる平衡型解剖学的共振構造を形成する。本明細書で述べる芯出しデバイスは、ステントに似た拡張可能部材（図１６Ａ〜１６Ｃ、１７Ａ〜１７Ｂ、１８Ａ、１９Ａ、２０、２１、および２２Ａ〜２２Ｂ参照）、圧縮可能で拡張可能な部材（図２７Ａ〜３５参照）、再位置決め可能な拡張可能部材（図ＩＳＡ参照）、複数の部材を有する芯出しデバイス（図３２Ａ〜３２Ｂ、３５、３７Ａ〜３７Ｂ、３９Ａ〜３９Ｂ、４０Ａ〜４１Ｂ参照）、２つ以上のフィン拡張可能部材（図２７Ａ〜２７Ｄおよび２８）、拡張可能バスケット部材（図２９〜３５参照）、クローバリーフ拡張可能部材（図３４〜３５参照）、拡張可能なシングルおよびダブルパドル部材（図３６Ａ〜３９Ｂ参照）、拡張可能なシングルおよびダブルプロペラ部材（図３６Ａ〜３９Ｂ参照）、拡張可能タイン（図４０Ａ〜４０Ｂ参照）、拡張可能フィン部材および拡張可能ヘリカルフィン部材（図４１Ａ〜４１Ｂ参照）、および、その任意の組合せを含む。
本明細書で述べる芯出し構造は、構造に沿う血流に対して最小の抵抗を提供し、それにより、流れる血液が、焼灼のために標的にされない構造および組織を冷却することを可能にする。
いくつかの実施形態では、１つの（または複数の）芯出しデバイスは、外側シース内に拘束され、外側シースから解放されると、自己展開（たとえば、拡張）し、それにより、放射部１００を芯出しする。同様に、芯出しデバイスは、外側シース内に引っ込められると、自己後退する。
本明細書で述べる芯出し構造は、伝導性材料、非伝導性材料、誘電体材料、またはその任意の組合せから形成することができる。いくつかの実施形態では、伝導性芯出し構造は、たとえば、ニッケルチタン合金（たとえば、ニチノール）または強磁性形状記憶合金などの形状記憶材料を含む。
いくつかの実施形態では、非伝導性芯出し構造は、形状記憶ポリマーを含む。形状記憶ポリマーは、マイクロ波エネルギーの送出によって生成される電磁場によって形状記憶位置に拡張するようトリガーされることができる。したがって、芯出しデバイスは、放射部１００がマイクロ波エネルギーを送出している間に、身体管腔内で放射部１００を芯出しする。
いくつかの実施形態では、芯出しデバイスは、可撓性医療カテーテルの放射部を組織または隣接する被標的組織内に固定するために使用することができる。代替的には、芯出しデバイスは、身体管腔ＢＬ内で流体／流体力学力および／または機械的力によって自己芯出しすることができる。
いくつかの実施形態では、芯出しデバイスはまた、周囲の生理機能からマイクロ波電流を誘電的にバッファリングするように構成することができる。
本明細書で述べる実施形態および特徴は、任意の組合せで、選択され、本明細書で述べる他の実施形態および特徴と任意の組合せで組合されることができる。たとえば、放射部は、単極アンテナを有する放射部（図５参照）、１つまたは複数のスロット付き給電ギャップ（図１０Ａ〜１２Ａ、１４Ｆ、１６Ａ〜１６Ｃ、１９Ａ〜１９Ｆ、２０〜２２Ｂ、５０〜５３、５５、および５７参照）、ヘリカル給電ギャップを有する放射部（図４２〜４５、４７、５４、５６、および５７参照）、またはその任意の組合せから選択することができる。選択された放射部は、流体冷却式可撓性マイクロ波カテーテルと組合されることができ、流体冷却式可撓性マイクロ波カテーテルは、可撓性マイクロ波カテーテルの外側シースから放射部を展開するための流体カプラまたは調整可能流体カプラを有するカテーテルハブに接続し、それと組合される。さらに、先に挙げた組合せの任意の組合せは、芯出しデバイスまたは構造を含むことができる。芯出しデバイスまたは構造は、芯出しデバイスの作動および／または展開を容易にするカテーテルハブに接続することができる。
芯出しデバイスは、デバイスを位置決めすることに加えて、さらなる機能を提供することができる。たとえば、いくつかの実施形態では、芯出しデバイスは、除神経領域を画定および／または制限する、かつ／または、解剖学的共振構造を画定および／または制限するチュークまたはバランを形成することができる。いくつかの実施形態では、芯出しデバイスは、１つまたは複数の構造を含むことができ、その構造（複数可）は、印加される除神経エネルギーのパターンを規定する。
本開示による放射部１００の、また、放射部１００のための製造プロセスの一実施形態は図１４Ａ〜１４Ｅに示される。製造プロセスの第１のステップでは、可撓性同軸ケーブル３２が、図１４Ａに示すように設けられる。外側導体１４２４および誘電体１４２２の円柱部分または半円柱部分は取除かれて、内側導体が露出され、それにより、給電ギャップ１４５０（たとえば、給電点）が形成される。給電ギャップ１４５０は、マイクロ波エネルギーなどの除神経エネルギーの伝搬を容易にする。
外側導体１４２４の部分は、約０．０１”の長さを有するリングでケーブルから外側導体を、エッチングすること、切断すること、またはストリッピングすることによって取除くことができ、この場所の遠位に約１／４波長の同軸ケーブルが残る。
任意選択で、移行部誘電体１４２６は、給電ギャップ１４５０内に配設されることができ、図１４Ｂに示すように、取除かれる外側導体１４２４の円柱セクションに全体が対応する。移行部誘電体１４２６は、内側誘電体１４２２の誘電体特性と、アンテナがそれと共に使用される解剖学的構造、たとえば腎動脈および／または腎動脈内の血液の予想されるまたは平均の誘電体特性のうちの誘電体特性との間の誘電体特性を有する。移行部誘電体１４２６は、任意の適した誘電体材料および／または誘電体流体から形成することができる。こうして移行部誘電体１４２６を使用することは、たとえば、反射を減少させることによって、定常波（たとえば、ＶＳＷＲ）を減少させることによって、また、放射部１００と組織との間にインピーダンス整合を提供することによって、放射部１００と被標的組織との間の結合を改善する場合がある。
図１４Ｂにさらに示すように、可撓性同軸ケーブル３２の最も遠位の端部、外側導体１４２４および内側導体１４２２の一部分が、取除かれ、したがって、内側導体１４２０の一部分が露出する。図１４Ｃに示すように、開口であって、内側導体１４２０を受容する寸法に作られている、開口がその中心に画定されている短い伝導性（たとえば、金属）円柱、ディスク、またはキャップ１４３３は、開口において内側導体１４２０の露出した端部に、また、その周縁において外側導体１４２４に結合される。この遠位「キャップ」１４３３は、内側導体１４２０を外側導体１４２４にショートさせ、それが、次に、放射部１００の全体的な遠位放射パターンを、最適化する、制御する、収束させる、かつ／または、向けることができる、たとえば、放射部１００の遠位端を超える除神経エネルギーの伝搬を、減少させる、収束させる、整形する、かつ／または、増大させることができる。
いくつかの実施形態では、キャップ１４３３は、プラスチック、セラミック、または他の適した誘電体材料などの高温誘電体から形成される。キャップ１４３３は、高温誘電体、および、高温誘電体内に形成された伝導性部分であって、内側導体１４２０と外側導体１４２４との間に短いまたは低いインピーダンス経路を提供する、伝導性部分を含むことができる。いくつかの実施形態では、キャップ１４３３の遠位部分は、たとえばポリマーなどの非伝導性材料から形成される。
いくつかの実施形態では、チョークまたはバラン１４０８ショートは、図１４Ｄに示すように給電ギャップ１４５０の近位の位置で外側導体１４２４に固定することができる。バラン１４０８は、外側導体１４２４を受容する寸法に作られた内径を有する短い伝導性（「金属」）リング１４０８ａを含むことができる。バランリング１４０８ａは、外側導体１４２４に電気接合される（たとえば、はんだ付けされる、溶接される、かつ／または、機械的に接続される）。バランリング１４０８ａは、位相で約１８０°の長さの給電ギャップ１４５０からの距離に位置決めされる。このバランリング１４０８ａは、マイクロ波ショートに影響を及ぼし、それが、次に、放射部１００の全体的な放射パターンを、最適化する、制御する、収束させる、かつ／または、向けることができる、たとえば、放射部１００の近位端および／またはバラン１４０８を超える除神経エネルギーの伝搬を減少させることができる。バランリング１４０８ａは、インピーダンス整合を改善し、反射および／または定常波を減少させ、効率を改善し、塞栓（たとえば、凝固）のリスクを減少させることができる。
バラン１４０８は、バラン誘電体スリーブ１４０８ｂをさらに含むことができ、バラン誘電体スリーブ１４０８ｂは、押出し成形されたポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ、たとえば、Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標））から、押出し成形されたポリエチレンテレフラテート（ＰＥＴ）から、および／または、押出し成形されたフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）から形成することができる。バラン誘電体スリーブ１４０８ｂは、組立体の放射部１００を覆って位置決めされ、バランリング１４０８ａに嵌合されることができる。バラン誘電体スリーブ１４０８ｂは、その表面、好ましくは内側表面に伝導性材料を有する、ある長さの熱収縮チューブ１４０８ｃをさらに含むことができ、熱収縮チューブ１４０８ｃは、ＰＴＦＥバラン誘電体スリーブ１４０８ｃを覆って位置決めされて、バラン１４０８の誘電体特性を変更する、かつ／または、その性能を改善する、したがって、除神経エネルギーの放射パターンを改善することができる。銀インクを、熱収縮チューブ１４０８ｃの内側表面上に配設することができ、それにより、バランリング１４０８ａおよびバラン誘電体１４０８ｂを覆う熱収縮チューブ１４０８ｃを収縮させることは、共振マイクロ波構造を形成し、共振マイクロ波構造は、バラン１４０８の性能を改善し、したがって、除神経エネルギーの放射パターンを改善する。
いくつかの実施形態では、バラン誘電体スリーブ１４０８ｂおよび金属リング１４０８ｂは、その後、近位端から遠位端の近くまで、伝導性インクでコーティングされた熱収縮物（バラン外側導体）で覆われる。いくつかの実施形態では、バラン誘電体スリーブ１４０８ｂの遠位端は、伝導性熱収縮物でコーティングされず、したがって、バラン性能を改善するバラン伸張誘電体を形成する。
図１５Ａ〜１５Ｂに示すように、キャップ１５３３は、可撓性同軸ケーブル１５３２、流体流管腔３７の遠位端、および外側シース１５３５の遠位端に接続する。流体流管腔３７の遠位端は、キャップ１５３３の近位面にシール可能に接合されて、放射部１００要素間の同心アライメントを達成し維持する。キャップ１５３３内に形成される１つまたは複数のキャップ冷媒通路１５３３ａ、１５３３ｂは、冷媒が、流入流体通路１５４４ａから流出流体通路１５４４ｂに循環することを可能にし、それが、放射部１００を通る冷媒の流れを容易にし、また、有利には、放射部１００およびキャップ１５３３の冷却を行うことができる。
キャップ１５３３は、近位内側導体受取り部１５３３ｃによって内側導体１５２０を受取り、外側導体１５２４に接続し、それにより、内側導体１５２０と外側導体１５２４との間に短いまたは低い抵抗接続を提供する。
キャップ１５３３は、外側シース１５３５に接続し、両者の間に液密シールを形成する。キャップ１５３３は、溶接、ボンディング、接着剤、または任意の他の適した接続方法によって外側シース１５３５に接合することができる。冷却用流体は、キャップ流入冷媒通路１５３３ａを通ってキャップ流体チャンバ１５３３ｄに入り、キャップ流体チャンバ１５３３ｄから出て、キャップ流出冷媒通路１５３３ｂを通って流れる。
温度センサ１５３４は、本開示にしたがって、放射部１００および／またはキャップ１５３３に動作可能に連結することができる。たとえば、また、制限なしで、１つまた複数の熱プローブ、圧力センサ、流量センサ、または任意の他のセンサは、放射部１００、キャップ１５３３、外側シース１５３５、可撓性同軸ケーブル１５３２、流入および／または流出流体通路１５４４ａ、１５４４ｂ、キャップ流体チャンバ１５３３ｄ、あるいは本明細書で述べる、任意の他の導管および／または構造（たとえば、メッシュ、バルーン、拡張可能および／または展開可能部材）内に含まれることができる。いくつかの実施形態では、温度センサ１５３４は、キャップ１５３３の遠位端に位置決めされることができる。１つまたは複数の熱プローブは、可撓性マイクロ波カテーテル１５３０（たとえば、外側シース、可撓性同軸ケーブル３２、１つまたは複数の流体チャンバまたは導管、他の誘電性絶縁層１２８、シールド用外側導体１２４ａ、および／または本明細書で述べる任意の他の構造）内に含まれることができる。
温度センサ１５３４は、放射部１００のアクティブな加熱ゾーンの遠位に位置決めされることができる。それにより、マイクロ波エネルギー送出システム１２は、最も熱い場所を通過する流体の温度を監視する。温度センサ１５３４が、凝固温度閾値を超える温度を測定する場合、システム１２は、電力送出を一時的にまたは永続的に停止(halt)することができる。いくつかの実施形態では、１つまたは複数の温度センサ１５３４は、以下で論じるように、芯出しデバイス内に、芯出しデバイス全体を通して、または芯出しデバイスの周りに形成される流体通路の放出部に位置決めされることができる。
いくつかの実施形態では、キャップ１５３３または可撓性マイクロ波カテーテル１５３０の遠位先端の任意の部分は、Ｘ線透視中にその可視性を高めるためのＸ線不透過性材料（バリウなど）を含むことができる。
図６Ａおよび図８Ａ〜８Ｃに関して先に論じたように、可撓性マイクロ波カテーテル３０の近位端のカテーテルハブ１８は、除神経エネルギー源（たとえば、マイクロ波発生器２２）の可撓性同軸ケーブル３２への動作可能な結合、流体冷却用システム１９の流入流体通路４４ａへの動作可能な結合、および流出流体通路４４ｂから排出される冷媒用の受取り目的地（たとえば、レセプタクル、リザーバ、またはドレイン）の動作可能な結合を可能にする。
図１６Ａ〜１６Ｃに示すように、本開示による可撓性マイクロ波カテーテル１６３０は、放射部１００に連結した１つまたは複数のステントに似た拡張可能要素１６７０を含むことができる。図１６Ａに示すように、ステントに似た拡張可能要素は、血管系を通して標的組織に隣接する位置まで可撓性マイクロ波カテーテルを案内する間、圧縮状態で維持されることができる。いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、外側シース１６３５の遠位部分によって圧縮状態で維持される。他の実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、外側シース１６３５内で、圧縮状態で詰め込まれる。
使用中、また、図１６Ｂに示すように、外側シース１６３５を、近位に引っ込めることができ、かつ／または、ステントに似た拡張可能要素１６７０を、遠位に進めることができ、ステントに似た拡張可能要素１６７０が、外側シース１６３５の限局部から延在し、また、放射部１００の周りで全体が管状の、円柱状の、および／またはバルーンに似た形状になるよう拡張するようにさせ、それにより、管腔（具体的に示さず）内で可撓性マイクロ波カテーテル１６３０の放射部１００を芯出しする。ステントに似た拡張可能要素１６７０は、放射部１００の給電点（たとえば、給電ギャップ１６５０）に全体的に一致するように位置決めされることができる。給電ギャップ１６５０は、図１６Ａ〜１６Ｃに示すように、内側導体１６２０の露出したスロット付き部分を含むことができ、外側導体１６２４の一部分は取除かれている。内側導体１６２０の露出した部分はまた、内側導体１６２０を覆う移行部誘電体１６５０を含むことができる。
ステントに似た拡張可能要素１６７０の少なくとも一部分は、放射部１００の遠位に位置決めされることができる、放射部１００の近位に位置決めされることができる、放射部１００を全体的に囲むことができる、または、その任意の組合せで位置決めされることができる。ステントに似た拡張可能要素１６７０は、たとえば、ワイヤメッシュ、ワイヤ部材、型押し成形金属から形成することができる、かつ／または、制限はしないが、ステンレス鋼、銅、銀、プラチナ、金、形状記憶合金（たとえば、ニチノール）、および同様なものを含む任意の適した電気伝導性材料から形成されることができる。いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０はまた、ポリウレタン、ポリイミド、ＦＥＰ、ＰＥＴ、および／またはＰＴＦＥなどの低電気伝導性を有するポリマーまたは複合材料から形成することができる、かつ／または、そうしたポリマーまたは複合材料を含むことができる。
図１６Ｃは、ステントに似た拡張可能メッシュ要素１６７２を示す。いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能メッシュ要素１６７２は、管状本体メッシュ１６７２ｂによって接合された遠位および近位の端キャップメッシュ１６７２ａを含む。管状本体メッシュ１６７２ｂの少なくとも一部分は、給電ギャップ１６５０を含む放射部１００から半径方向に外側に延在する。
いくつかの実施形態では、端キャップメッシュ１６７２ａの少なくとも一部分は、可変メッシュ密度を含み、メッシュ密度は、遠位端および／または近位端で高く、管状本体メッシュ１６７２ｂの長さに沿って密度が低い。本明細書で述べるメッシュ構造は、構造に沿って遠位の血流に対して最小のインピーダンスを提供し、それにより、流れる血液が、焼灼のために標的にされない構造および組織（血液、内膜、および腎動脈の媒体）を冷却することを可能にする。
いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、考えられる狭窄による合併症を低減するためにステントとして腎動脈ＲＡ内で所定場所に残される。ステントに似た拡張可能要素１６７０は、エネルギー印加後に可撓性マイクロ波カテーテル１６３０から切離すことができる。
いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０または本明細書で述べる他の拡張可能デバイスは、３つの位置を含むことができる。第１の位置では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、最初の留置のために、完全に拡張／延在する。第２の位置では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、放射セクション１００の周りで所定場所に維持されながら、展開を可能にするために近位に引っ込む。第３の位置では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、ステントに似た拡張可能要素１６７０の近位部分が解放されるように、完全に引っ込められる。ステントに似た拡張可能要素１６７０の遠い方の遠位部分は、カテーテル１６３０が腎動脈ＲＡから出て近位に引張られると、可撓性マイクロ波カテーテル１６３０から解放されることができる。たとえば、遠い方の遠位部分は、遠位方向に向くスロットに嵌り、したがって、カテーテルが遠位に進められると、メッシュを保持するが、デバイスが近位に引張られ、シースが完全に引っ込むときにだけ、解放されることができる。
図１６Ａ〜１６Ｃでは、キャップ１６３３は、放射部１００の遠位端に接続し、内側導体１６２０と外側導体１６２４、１６２４ａとの間に電気的ショートを提供する。温度センサ１６３４は、キャップ１６３３内に収容されることができる、または、放射部１００、ステントに似た拡張可能要素１６７０、ステントに似た拡張可能メッシュ要素１６７２、可撓性同軸ケーブル１６３２、または外側シース１６３５の任意の他の部分内に収容されることができる。
いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０の近位部分および／または遠位部分ならびに／またはステントに似た拡張可能メッシュ要素１６７２ａ近位部分および／または遠位部分は、チョークまたはバランショートを形成する。チョークまたはバランショートは、チョークまたはバランショートによって画定される電磁境界に電磁場を実質的に限局する。したがって、熱生成は、給電ギャップから半径方向に外側の部分に実質的に制限される。
いくつかの実施形態では、芯出し構造は、ファラデーケージを形成し、ファラデーケージは、その長さの少なくとも一部分に沿ってマイクロ波エネルギーに対して実質的に透明でありながら、遠位端および近位端においてマイクロ波エネルギーに対して実質的に不透明である。こうした配置構成は、軸方向へ（たとえば、腎動脈に沿って遠位へまた近位へ）の除神経エネルギーの送出を低減または削除しながら、半径方向へ（たとえば、腎動脈に対して円周方向へ）の除神経エネルギーの送出を、デバイスが標的にすることを可能にさせるため、利点を有する場合がある。本開示による可撓性医療カテーテルは、付随的な組織作用に起因する合併症を低減または削除しながら、外科医が、被標的組織に対してエネルギーを精密に送出することを可能にすることによって、手術結果を改善する場合がある。
ファラデーケージの近位部分および遠位部分を形成するメッシュは、チョークまたはバランショートを形成することができ、チョークまたはバランショートは、解剖学的共振構造のかなりの部分を、ファラデーケージの近位部分と遠位部分との間の解剖学的構造に限局する。
いくつかの実施形態では、メッシュは、除神経プロシージャ中に利用することができる除神経エネルギーの特定の波長または所定の範囲の波長を収容するように構成することができる。たとえば、また、制限なしで、所望のマイクロ波放射パターンを提供するために、メッシュ間隔（たとえば、隣接するメッシュ要素間の空間）は、有効なマイクロ波境界を生成するために、メッシュ構造の遠位端および近位端で約１／１０・λ（たとえば、意図されるマイクロ波信号の波長の１／１０）未満とすることができる。メッシュの長さに沿って、メッシュ間隔は、マイクロ波境界を生成することを回避するために約１／１０・λより大きいとすることができ、それにより、除神経エネルギーの放射を可能にする。
有利には、開示されるデバイスの開口したメッシュ構造は、除神経プロシージャ中に手術部位に沿って血液が流れ続けることを可能にし、それにより、プロシージャの終了のために外科医が利用可能な時間窓を増加させる。血流を維持することは、血管壁の内側構造の冷却を提供しながら、可撓性マイクロ波カテーテル３０および放射部１００の熱管理を提供する。
本開示のいくつかの実施形態は、複数の給電ギャップを含む放射部を含む。本開示による可撓性マイクロ波カテーテルの放射部は、内部に複数の窓が画定されているメッシュ構造を含むことができる。窓は、メッシュ構造の本体と異なる特性を有する１つまたは複数の材料を含むことができる。代替的に、窓は、材料がないことを特徴とする開口構造（たとえば、アパーチャ）とすることができる。本明細書で論じるように、異なる材料から形成される構造内の窓、および、材料がないことを特徴とする構造（たとえば、アパーチャ）内の窓は、交換可能に使用される。材料特性は、機械的特性、材料特性、電気的特性、またはその任意の組合せを含むことができる。窓の材料特性は、たとえば、メッシュ間隔、メッシュゲージ、メッシュ構造、メッシュ厚さ、またはその任意の組合せなどの機械的差を含むことができる。窓の材料特性は、たとえば、材料タイプ、組成、材料構成、またはその任意の組合せなどの物理的差を含むことができる。窓特性は、たとえば、伝導率、抵抗率、またはその任意の組合せなどの電気的差を含むことができる。
窓の位置は、メッシュ構造に沿って横に分配されることができ、また、半径方向に割り出されることができる、かつ／または、半径方向に分配されることができる。いくつかの実施形態では、３つの窓付きスロットが、半径方向に６０°離れて割り出され、メッシュ構造に沿って縦に分配される。窓は、除神経のために被標的組織領域を所定の精度で外科医が選択することを可能にする規定された処置ゾーン（たとえば、キルゾーン）に対応する。本明細書で述べる複数窓メッシュ構造はまた、単一給電ギャップ設計に関して利用されることができる。複数窓設計は、除神経中に、腎臓神経束が効果的に処置されることを依然として保証しながら、血管壁の一部分だけがエネルギー送出にさらされる点で、利点を有する場合がある。
メッシュ構造は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部１００を、身体管腔および／または身体構造内で芯出しするように構成することができる。
メッシュ構造は、伝導性材料、非伝導性材料、または伝導性材料と非伝導性材料の組合せを含むことができる。伝導性メッシュ構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの放射部と相互作用するように構成される。たとえば、伝導性メッシュ構造は、共振構造の一部を形成することができる。いくつかの実施形態では、伝導性メッシュ構造は、メッシュ構造を囲む組織の少なくとも一部分を含む解剖学的共振構造の一部を形成する。
メッシュ構造の少なくとも一部分は、マイクロ波チョークまたはバランを形成するように構成された伝導性部分を含むことができる。たとえば、メッシュ構造の遠位部分および／または近位部分は、マイクロ波エネルギーをシャントするように構成された伝導性メッシュ構造を含むことができ、それにより、マイクロ波エネルギー信号の少なくとも一部分が、伝導性メッシュ構造の近位におよび／または遠位に伝搬するのを防止する。
いくつかの実施形態では、ステントに似た拡張可能要素１６７０は、アクチュエータ（たとえば、アクチュエータ１５および／または回転アクチュエータ１５ｇ）に結合される。アクチュエータは、ステントに似た拡張可能要素１６７０を機械的に拡張するように構成する（または、本明細書で述べる芯出しデバイスを、拡張する、展開する、または開口するように構成する）ことができる。遠位または近位の端キャップメッシュ１６７２ａは、アクチュエータ１５に結合され、アクチュエータ１５の位置を変えることによって拡張および／または収縮することができる。
芯出しデバイス（たとえば、ステントに似た拡張可能要素または本明細書で述べる他の芯出しデバイス）は、身体管腔の内側表面に加えられる力の量を変えることができ、それにより、解剖学的構造を所望の構造および／または幾何形状に整形する。身体管腔は、被標的組織に対するエネルギーの送出を容易にするために、特定の形状、径、および／または円柱構造を形成するよう形作られることができる。
図１７Ａ〜４７Ｂに示すように、伝導性メッシュ構造１７７２は、縦方向セクションの少なくとも一部分内で画定された複数の窓１７７３ａ〜１７７３ｅを含む。伝導性メッシュ構造１７７２は、窓１７７３ａ〜１７７３ｅを通した組織に対する除神経エネルギーの送出を、メッシュ構造１７７２の残りの部分からの組織に対する除神経エネルギーの送出を減衰させまたは削除しながら可能にするように構成される。近位および遠位のメッシュ端キャップ１７７２ａ、１７７２ｂは、共振構造をメッシュ構造１７７２の限局部に実質的に制限するように構成することができる。
いくつかの実施形態では、伝導性メッシュ構造１７７２は、その構造がほぼゼロの密度を有する窓１７７３ａ〜１７７３ｅの１つまたは複数を除いて、伝導性メッシュ構造１７７２を通るマイクロ波エネルギーの放射を制限するのに十分な密度を有する。したがって、臨床的効果は、窓１７７３ａ〜１７７３ｅに対応するパターンでの腎動脈の焼灼である。
いくつかの実施形態では、メッシュ１７７２の窓領域は、約１／１０・λより大きいメッシュ密度を有する（たとえば、メッシュ要素は、１／１０・λより大きく離れて配置される）場合があり、一方、メッシュの非窓領域は、約１／１０・λ未満のメッシュ密度を有する（たとえば、メッシュ要素は、１／１０・λ未満だけ離れて配置される）場合がある。いくつかの実施形態では、メッシュ１７７２の窓領域は、非伝導性材料またはマイクロ波エネルギーに対して透明である任意の材料を含む。他の実施形態では、伝導性メッシュ構造１７７２内に形成される窓１７７３ａ〜１７７３ｅは、開口し、どんな材料であっても含まない。
使用中、可撓性マイクロ波カテーテルは、被標的組織に隣接して位置決めされ、伝導性メッシュ構造１７７２が、その後、拡張され、除神経エネルギーの印加が、窓１７７３ａ〜１７７３ｅに対して露出された組織に適用される。
図１７Ｂは、図１７Ａに示すデバイスによる除神経エネルギーの印加後の腎動脈ＲＡを示す。窓１７７３ａ〜１７７３ｅのそれぞれを通って腎動脈ＲＡに印加される除神経エネルギーは、対応する除神経ゾーン１７７４ａ〜１７７４ｅを生成する。
例証のために、図１７Ｂの腎動脈ＲＡは、腎動脈ＲＡに沿って縦に延在する複数の腎臓神経ＲＮを備える。除神経ゾーン１７７４ａ〜１７７４ｅ（および対応する窓１７７３ａ〜１７７３ｅ）は、円周方向オーバラップを提供しながら、互いから縦に離間し、それにより、個々の腎臓神経ＲＮのそれぞれは、除神経ゾーン１７７４ａ〜１７７４ｅの少なくとも１つを通過する。この配置構成によって、除神経エネルギーは、腎動脈ＲＡの長さに沿って複数の窓１７７３ａ〜１７７３ｅの少なくとも１つを通って腎臓神経のそれぞれに印加される。
円周方向オーバラップおよび／またはエネルギーの円周方向送出を提供する実施形態は、所望の結果を得るために単一処置を必要とする場合がある。
図１８Ａに示すように、伝導性メッシュ構造１８７２は、その縦方向セクションの少なくとも一部分内に画定された窓１８７３を含む。伝導性メッシュ構造１８７２は、窓１８７３を通した組織に対する除神経エネルギーの送出を、メッシュ構造１８７２の残りの部分からの組織に対する除神経エネルギーの送出を減衰させながらまたは削除しながら可能にするように構成される。近位および遠位のメッシュ端キャップ１８７２ａ、１８７２ｂは、共振構造をメッシュ構造１８７２の限局部に実質的に制限するように構成することができる。
いくつかの実施形態では、窓１８７３は、１／１０・λより大きいメッシュ密度を含むメッシュを含むことができる。伝導性メッシュ１８７２の非窓領域は、１／１０・λ未満のメッシュ密度を有することができる。
図１８Ａに示す伝導性メッシュ構造１８７２を利用して除神経エネルギーを印加する方法は、図１８Ｂ〜１８Ｈに示される。図１８Ｂに示すように、可撓性マイクロ波カテーテル１８３０の遠位端は、標的動脈（たとえば、腎動脈ＲＡ）内に位置決めされる。図１８Ｃに示すように、外側シース１８３５は、伝導性メッシュ構造１８７２を取除くために引っ込められ、伝導性メッシュ構造１８７２が拡張される。窓１８７３は、腎動脈ＲＡの第１の標的部分１８７４ａに向けられ、第１の被標的組織１８７４ａが窓１８７３に露出されると、除神経エネルギーの最初の印加が腎動脈ＲＡに印加される。除神経エネルギーの最初の印加後に、伝導性メッシュ構造１８７２は、図１８Ｄに示すように再位置決めされ、それにより、腎動脈ＲＡの異なる領域（たとえば、第２の被標的組織１８７４ｂ）を窓１８７３に露出される。伝導性メッシュ構造１８７２は、図１８Ｅに示すように、再位置決め中に完全にまたは部分的に圧壊され、その後、再拡張されることができる。可撓性マイクロ波カテーテル１８３０を再位置決めした後、除神経エネルギーの２回目の印加が、第２の標的組織１８７４ｂに適用される。図１８Ｆ〜１８Ｇに示すように、可撓性マイクロ波カテーテル１８３０の後続の再位置決めおよび除神経エネルギーの印加は、必要に応じてこうして行われることができ、それにより、第１、第２、および第３の標的組織１８７４ａ〜１８７４ｃなどにエネルギーを印加する。
伝導性メッシュ構造１８７２は、身体血管内で最も遠位の位置に最初に位置決めされ、それぞれの後続の再位置決めのために近位に引き寄せられる。いくつかの実施形態では、伝導性メッシュ構造１８７２（したがって、窓１８７３）は、可撓性マイクロ波カテーテル１８３０の縦軸の周りに独立に回転可能である。制限することなく、ノブまたはレバーなどの回転アクチュエータ１５ｇ（図７参照）は、カテーテルハブ１８（図７参照）上に設けられて、可撓性マイクロ波カテーテルを引き出し、再挿入する必要なしで、および／または、可撓性マイクロ波カテーテル１８３０全体を回転する必要なしで、外科医が、伝導性メッシュ構造１８７２を原位置で回転および／または操作することを可能にすることができる。
図１８Ａ〜１８Ｈの可撓性マイクロ波カテーテル３０は、放射部１００の遠位端に温度センサ１８３４を含むことができる。温度センサ１８３４は、腎動脈を通って循環し、近位および遠位の端キャップメッシュ１８７２ａを通過する流体の温度を測定するために使用することができる。温度センサ１８３４によって測定される流体温度は、放射部１００によって送出されるエネルギーを示すことができる。温度センサ１８３４によって測定される流体温度は、近位および遠位の端キャップメッシュ１８７２ａを通る流体の流量を示すことができる。低流量は、予想外の温度の上昇、温度変化レートの変化、および／またはエネルギー送出が終了したときの温度減少の失敗を特徴とする場合がある。低流量は、伝導性メッシュ構造１８７２の近位における血塊、塞栓、または他の妨害物の存在を示す場合がある。
センサリード１８３４ａは、伝導性メッシュ構造１８７２の外側表面に沿って送られる。伝導性メッシュ構造１８７２は、放射部１００によって生成される電磁場からセンサリード１８３４ａを少なくとも部分的に分離する。
伝導性メッシュ構造１８７２の位置を外科医に知らせるために、１つまたは複数の印を、回転アクチュエータ１５ｇに関連付けて設けることができる。いくつかの実施形態では、伝導性メッシュ構造１８７２またはその一部分は、イメージング技法によって検出可能な材料から形成され、それにより、Ｘ線透視および他の医療イメージングデバイス、たとえば、ＭＲＩおよび／またはＸ線血管造影によって、外科医がその位置を決定することを可能にする。
いくつかの実施形態では、放射部１００は、複数の給電ギャップ１９５０ａ、１９５０ｂ、１９５０ｃ（たとえば、エネルギー給電点）を含む、本開示によるアンテナ構造を含む。図１９Ａは、可撓性マイクロ波カテーテル１９３０を示し、可撓性マイクロ波カテーテル１９３０は、複数の放射給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃを有する、可撓性マイクロ波カテーテル１９３０の遠位端で放射部１００に接続された可撓性同軸ケーブル１９３２を含む。放射部１００は、第１の放射給電ギャップ１９５０ａ、第１の放射給電ギャップ１９５０ａの遠位の第２の放射給電ギャップ１９５０ｂ、第１および第２の放射給電ギャップ１９５０ａ、１９５０ｂの遠位の第３の放射給電ギャップ１９５０ｃを含む。これらの実施形態では、組織に送出される総合電力は、複数の放射給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃの間で分割される。それぞれの給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃの寸法、たとえば、露出した内側導体の縦方向長さは、総合エネルギーのどれだけの割合がそれぞれの各給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃによって送出されるかを決定するために調節されることができる。
図１９Ａは、３つの放射給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃを有する放射部１００を有するたった１つの非制限的な例を示す。発生器から到来するエネルギーが、第１の放射給電ギャップ１９５０ａに最初に到達するため、給電ギャップ１９５０ａは、到来エネルギーの１／３を送出する寸法に作ることができる。第２の放射給電ギャップ１９５０ｂに移動すると、総合エネルギーの１／３が第１の放射給電ギャップ１９５０ａによって伝搬されたため、総合エネルギーの残りの２／３が第２の放射給電ギャップ１９５０ｂに到来する。したがって、第２の放射給電ギャップ１９５０ｂは、総合エネルギーの１／３を組織に送出するために、到来エネルギーの１／２を伝搬させなければならない。最終的に、総合エネルギーの１／３が第３の放射給電ギャップ１９５０ｃに到来し、したがって、第３の放射給電ギャップ１９５０ｃは、総合エネルギーの１／３を組織に送出するために、到来エネルギーの１００パーセントを伝搬させなければならない。
図１９Ａでは、複数の放射スロット１９７３ａ〜１９７３ｃを有する放射部１００は、伝導性メッシュ構造１９７２内で放射部を芯出しする伝導性メッシュ構造１９７２を含み、また、複数の窓１９７３ａ〜１９７３ｄであって、窓１９７３ａ〜１９７３ｄを通して組織に除神経エネルギーを送出するための、複数の窓１９７３ａ〜１９７３ｄを含む。いくつかの実施形態では、それぞれの窓１９７３ａ〜１９７３ｄは、伝導性メッシュ構造１９７２の円周の９０°に対して除神経エネルギーを送出するように構成される。いくつかの実施形態では、それぞれの窓の放射セクションは、窓の総数に関連する。
いくつかの実施形態では、同軸絶縁体Ｄ０〜Ｄ７の誘電率は、放射部１００の特定の構造に整合するように選択される。たとえば、近位同軸絶縁体Ｄ０の誘電率は、可撓性同軸ケーブル１９３２の誘電率に関連する場合があり、残りの同軸絶縁体Ｄ１〜Ｄ７の誘電率は、放射部１００の特定のセクションに関連する。
いくつかの実施形態では、それぞれの給電ギャップ１９５０ａ〜１９５０ｃの幅は、以下で詳細に論じるように、それぞれのスロットへの均等なエネルギー送出を促進するために変動する（図５１および図５３参照）。
いくつかの実施形態では、近位メッシュ構造１９７２ａおよび遠位メッシュ構造１９７２ｂは、そこを通る流体流の最小の拘束を提供するように構成される。近位メッシュ構造１９７２ａおよび遠位メッシュ構造１９７２ｂを通る流体の十分な流れは、冷却用効果を提供し、凝固を防止することができる。いくつかの実施形態では、マイクロ波エネルギー送出システムは、血液温度が凝固レベルに近づく、かつ／または、凝固レベルを超えて上昇する場合、マイクロ波エネルギー電力信号の送出を停止する。
図１９Ｂに示すように、それぞれの窓１９７３ａ〜１９７３ｄは、腎動脈ＲＡ上の対応する標的組織１９７４ａ〜１９７４ｄに除神経エネルギーを送出し、腎動脈ＲＡの円周全体に沿う組織の少なくとも一部分が、その縦方向長さに沿って標的にされる。
複数の給電ギャップを有するいくつかの実施形態では、複数の対応する伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃが、図２０において設けられる。それぞれの給電ギャップ２０５０ａ〜２０５０ｃは、個々の伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃに動作可能に連結される。それぞれの個々の伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃは、本明細書で述べるように、可変メッシュ密度構成および／または１つまたは複数の窓２０７３ａ〜２０７３ｃを含むことができる。図２０に示すように、窓２０７３ａ〜２０７３ｃの配向は、（たとえば、半径方向に分配された）さまざまな方向に放射するように配列することができる。いくつかの実施形態では、窓２０７３ａ〜２０７３ｃは、（たとえば、半径方向に割り出された）同様な方向に放射するように配列することができる。
伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの１つまたは複数は、個々にまたは連携して可撓性マイクロ波カテーテル２０３０の縦軸の周りに独立して回転可能とすることができる。１つまたは複数の対応するアクチュエータ１５ｇ（図７参照）が、たとえばカテーテルハブ１８（図７参照）上に設けられることができ、伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの遠隔位置決めおよび／または監視を可能にする場合がある。
個々のアクチュエータは、１つまたは複数の伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃに選択的に連結され、それにより、所望に応じて伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの任意の組合せを外科医が操作する／回転させることを可能にする。たとえば、また、制限なしで、それぞれの伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃは、投入されると、それぞれのメッシュ構造をダイアルアクチュエータに動作可能に結合させるスイッチに連結されることができる。１つまたは複数の伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃは、こうして選択され、それにより、ダイアルアクチュエータが転回すると、選択された伝導性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃが相応して回転する。制限することなく、クラッチ、パウル(pawl)、ハイドロリックカップリング、磁気流動学的カップリング、モータ、ステッパ、１つまたは複数のギア、１つまたは複数のローラ、１つまたは複数のプーリなどを利用する、電気機械的手段または機械的手段を含む、他のアクチュエータ制御スキームおよびカップリング配置構成が、付加的にまたは代替的に、本開示によるカテーテルまたはシステム含まれることができる。
図２１に示すように、本開示による可撓性マイクロ波カテーテル２１３０は、１つまたは複数の給電ギャップ２１５０ａ〜２１５０ｃの間にまたはそれらに隣接して配列される１つまたは複数のメッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄを含むことができる。メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、個々にまたは全体として拡張可能および／または圧壊可能とすることができる。可撓性マイクロ波カテーテルは、エネルギー送出の領域を変えるために、メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄの１つまたは複数を選択的に遠位に引き出すことができる外側シース２１３５を含むことができる。それぞれの給電ギャップ２１５０ａ〜２１５０ｃの寸法、たとえば、それぞれの給電ギャップ２１５０ａ〜２１５０ｃの長さＬ１〜Ｌ３は、本明細書で述べるように、給電ギャップ１２１５０ａ〜２１５０ｃの周りに除神経エネルギー（たとえば、マイクロ波エネルギー）を分配するために調節されることができる。全体が管状の形状を有する、ある長さの移行部誘電体２１２６ａ〜２１２６ｃは、給電ギャップ２１５０ａ〜２１５０ｃの１つまたは複数の給電ギャップ２１５０ａ〜２１５０ｃ内の露出した内側導体２１２０の周りに同軸的に配設されることができ、それは、それぞれのセクションに装荷し、インピーダンス整合を改善し、反射および／または定常波を低減し、効率を改善し、塞栓（たとえば、凝固）のリスクを低減することができる。
メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、管状身体構造または身体部分（たとえば、腎動脈ＲＡ）内で放射部１００を芯出しするように構成される。いくつかの実施形態では、管状身体構造は、均一に形作られない場合があり、メッシュ構造のそれぞれの径は、管状身体構造の不均一形状を収容するために変動することができ、それにより、管状身体構造または身体部分内で放射部１００を芯出しする。メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄのそれぞれは、異なる材料から形成することができる。いくつかの実施形態では、メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄの１つまたは複数は、チョークまたはバランとして機能するように構成することができ、それにより、マイクロ波エネルギー信号の少なくとも一部分がメッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄを超えて縦に伝搬することを防止する。たとえば、一実施形態では、近位メッシュ構造２１７２ａおよび遠位メッシュ構造２１７２ｄは、伝導性材料を含み、チョークまたはバランとして機能するように構成され、それにより、マイクロ波エネルギー信号の少なくとも一部分が近位メッシュ構造２１７２ａから近位に、また、遠位メッシュ構造２１７２ｄから遠位に伝搬することを防止する（たとえば、放射部から軸方向へのマイクロ波エネルギーの伝搬を低減させる）。
いくつかの実施形態では、近位メッシュ構造２１７２ａおよび／または遠位メッシュ構造２１７２ｄは、放射部１００の動作周波数で有効電気壁として働くために高い密度を有する。
いくつかの実施形態では、メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄのそれぞれは、チョークまたはバランを形成し、それにより、給電ギャップ２１５０ａのそれぞれによって生成されるエネルギーの伝搬を制限する。図２１Ａに示すように、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位部分２１５０は、ゾーンＤ０〜Ｄ７によって画定することができる。ゾーンＤ０内で放射されるエネルギーは近位メッシュ構造２１７２ａによって制限される。それぞれのメッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、ゾーンＤ１、Ｄ３、Ｄ５、およびＤ７内にマイクロ波エネルギーをそれぞれ制限する。ゾーン２内のエネルギーは、第１の給電ギャップ２１５０ａによって放射されるエネルギーに制限され、ゾーン４内のエネルギーは、第２の給電ギャップ２１５０ｂによって放射されるエネルギーに制限され、ゾーン６内のエネルギーは、第３の給電ギャップ２１５０ｃによって放射されるエネルギーに制限される。
いくつかの実施形態では、近位表面および／または遠位表面は、エネルギー指向性を高めるために、伝導性フィルム、箔、および／またはインクによって選択的にコーティングすることができる。
図２２Ａ〜２３Ｂに示すように、本開示による可撓性マイクロ波カテーテル２２３０は、バスケットに似た形状および／またはアンブレラに似た形状を有する遠位メッシュバスケット構造２２７８ａ、２２７８ｂを含む。遠位メッシュバスケット構造は、遠位尖端および近位開口（拡張可能）端を含む。遠位メッシュバスケット構造の尖端は、可撓性マイクロ波カテーテル２２３０遠位キャップ２２３３に固定されるかまたはそれに隣接する。この配置構成によって、遠位メッシュバスケット構造は、たとえば、血塊および他の生体材料が血流に入ることを防止するために、使用中に形成する場合があるいずれの塞栓材料をも捕捉することができる。
図２２Ａでは、遠位メッシュバスケット構造２２７８ａおよびメッシュ構造２２７２ａは、本明細書で述べるように、管状身体構造（たとえば、腎動脈ＲＡ）内で放射部１００の給電ギャップ２２５０を芯出しする、かつ／または、エネルギーの遠位伝搬を防止または低減することによって除神経エネルギーの送出を改善するように構成される。
図２２Ｂでは、放射部１００は、生得身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内で放射部１００の給電ギャップ２２５０を芯出しするための遠位および近位のメッシュ構造を含む。遠位メッシュバスケット構造２２７８ｂは、テザー２２７８ｃによってキャップ２２３３に接続される。テザー２２７８ｃは、カテーテルハブ１８内の回転アクチュエータ１５ｇ（図７参照）によって解放されることができる、または、テザー２２７８ｃは、ガイドワイヤシステムに組込まれることができる。
図２３に示すように、本開示による階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０は、近位部２３３０ａが第１の大きな径を有し、遠位部２３３０ｂが第２の小さな径を有する階段状構成を含む。一般に、システムによって送出可能な電力量は、内部の導体のサイズによって少なくとも部分的に決定される。より大きな近位部２３３０ａは、より大きな径の可撓性同軸ケーブル２３３２ａを収容することができ、その導体は、小さな導体に比べて大きな電力を扱うことができる。大きな導体は、薄い導体に比べて柔軟性が小さい傾向がある。有利には、開示される階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０のより薄くより柔軟性がある遠位可撓性同軸ケーブル２３３２ｃは、管状身体構造（たとえば、腎動脈ＲＡ）または他の身体部分の遠周りの限局部内で階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の遠位部分２３３０ｂの容易な給送を可能にし、一方、階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０のより大きい近位部分２３００ａは、より大きく真っすぐな管状身体構造（たとえば、大腿動脈）によく適する。被標的部位に送出可能なエネルギー量は、階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の近位部分２３３０ａ内で損失が減少するため増加する場合がある。
階段状可撓性マイクロ波カテーテル２３３０のそれぞれの近位および遠位部分２３３０ａ、２３３０ｂ内の可撓性同軸ケーブル２３３２ａ、２３３２ｂは、テーパ付き整合ネットワーク２３３２ｃによって結合される。テーパ付き整合ネットワーク２３３２ｃは、直線状テーパ付き部分および／または指数関数状テーパ付き部分を含むことができる。付加的にまたは代替的に、整合を改善する、反射／定常波（ＶＳＷＲ）を減少させる、損失を減少させるために、異なる誘電体層を、近位セクション２３３０ａ、テーパ付きセクション２３３２ｃ、および／または遠位セクション２３３２ｃ内の可撓性同軸ケーブル２３３２内で利用することができる。
図２４に示すように、本開示によるいくつかの実施形態では、生得管腔用の可撓性マイクロ波カテーテル２４３０の放射部は、生体適合性エラストマー材料から形成される膨張可能バルーン２４７９を含む。膨張可能バルーン２４７９は、制限することなく、誘電体流体（たとえば、生理食塩水または脱イオン水）および／またはガス（たとえば、空気、ＣＯ２など）を含む任意の適した媒体によって膨張することができる。いくつかの実施形態では、給電ギャップ２４５０は膨張可能バルーン２４７９内に含まれることができ、誘電体流体および／または膨張可能バルーンの一部分は、本明細書で論じる解剖学的共振構造の一部を形成することができる。膨張可能バルーン２４７９は、全体が縦の配向で配設された１つまたは複数の導管またはチャネルを含むことができ、その１つまたは複数の導管またはチャネルは、使用中にバルーンを通って血管流体（たとえば、血流）の流れを容易にするように配列される（図２５Ａ〜２５Ｂおよび図２６Ａ〜２６Ｃ参照）。１つまたは複数のバルーン導管を通る血管流体の流れを高めるために、１つまたは複数のバルーン導管と流体連通状態にあるカテーテルの近位部分および／またはカテーテルの先端に１つまたは複数の流体ポートを設けることができる。バルーンの少なくとも一部は、バルーン上に配設された伝導性層を含むことができる（図５８Ａ〜５８Ｄ参照）。伝導性層は、バルーンの外側表面上にまたは好ましくは内側表面上に配設することができる。伝導性層は、制限することなく、薄膜堆積、メッキ、伝導性インク、箔、および同様なものの塗布を含む、任意の適したコーティング方法または堆積方法によって形成されることができる。いくつかの実施形態では、伝導性層は、伝導性銀インクから形成される。伝導性層は、パターン、たとえば、スパイラルパターン、格子パターン、ハーフトーンパターン、グラジエントパターン、または、伝導性層パターンの要素間の伝導性を維持しながら、バルーンの弾性膨張および収縮を容易にする任意のパターンで形成されることができる。いくつかの実施形態では、透明な（たとえば、インク被覆がない）スパイラル領域は、約３〜５ミル（０．００３”〜０．００５”）の幅を有することができる。この配置構成によって、ファラデーケージは、伝導性層によって形成されることができ、それが、放射パターン、したがって、除神経エネルギーの送出を改善する場合がある。たとえば、また、制限なしで、本開示によるバルーンは、その近位端および遠位端に配設されたスパイラル伝導性パターンを含むことができ、一方、中央部に沿って伝導性材料をほとんどまたは全く持たない。複数の実施形態では、バルーン構造、たとえば、窓付きバルーン（バルーンの窓付き部分以外の全ての部分に伝導性被覆を有する）、複数バルーン、複数の窓を有する単一バルーン、回転可能バルーン（複数可）などは、メッシュ構造のこれまでに述べた構成（複数可）に従って配列された伝導性パターンを含むことができる。
図２５Ａは、本開示のいくつかの実施形態によるマイクロ波エネルギー送出システム２５１２を示し、マイクロ波エネルギー送出システム２５１２は、可撓性マイクロ波カテーテル２５３０に接続されたカテーテルハブ２５１８を含み、膨張可能バルーン２５７９内の遠位放射部は可撓性マイクロ波カテーテル２５３０の遠位端にある。システム２５１２は、膨張可能バルーン２５７９に関連する態様を示すだけであるが、本明細書で述べる任意の態様または実施形態を、システム２５１２に組込むことができることが理解される。
バルーンカテーテルハブ２５１８は、膨張可能バルーン２５７９を膨張および／または収縮させるためのバルーン流体カプラ２５４５を含む。バルーンカテーテルハブ２５１８はまた、本明細書で述べるカテーテルハブ１８およびカプラ４５または調整可能流体カプラ８４５（図７〜９Ｃ参照）の任意の他の態様を含むことができる。バルーン流体カプラ２５４５は、流入および流出プレナム２５４２ｂ、２５４３ｂとそれぞれ流体連通状態にある流入および流出ポート２５４２ａ、２５４３ａを形成する。流入および流出プレナム２５４２ｂ、２５４３ｂは、流体流管腔と、可撓性同軸ケーブル２５３２と、外側シース２５３５との間に形成されるそれぞれの流入および流出流体通路２５４４ａ、２５４４ｂと流体連通状態にある。
図２５Ａ〜２５Ｂに示すように、膨張可能バルーン２５７９は、バルーンキャビティ２５７９ｂの外側表面を形成する膨張可能材料２５７９ａを含む。バルーンキャビティ２５７９ｂは、それぞれのバルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄによって形成される１つまたは複数のチャンバを含むことができる。いくつかの実施形態では、膨張可能バルーン２５７９は、３つのローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄを含み、それぞれのバルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄによって形成されるキャビティは、流入流体通路２５４４ａから提供される流体によって膨張する。
バルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄは、身体管腔または身体部分内で放射部１００を芯出しするように構成される。バルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄは、それぞれのバルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄと身体管腔との間を流体が流れる通路を提供し、流体流は、バルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄおよび身体管腔に対する冷却を提供する。
放射部を通って十分な血流を維持することは、遠位組織に対する重要な血流を、普通ならデバイスが妨害することになる、バルーン芯出しデバイスなどの事例において重要である。したがって、本明細書で述べる膨張可能バルーン２５７９の任意の膨張可能バルーン２５７９は、他の芯出しデバイスおよび可撓性マイクロ波カテーテル３０の任意のものに加えて、留置されている間に、構造にわたって流体（血液）が流れ続けるように、その周辺の周りに複数の陥入部（たとえば、プリーツ、チャネル、折り重ね部）を有するように作られることができる。
流入流体通路２５４４ａからの流体は、キャップ２５３３に隣接するバルーンキャビティ２５７９ｂの最も遠位の部分に送出される。流体は、バルーンキャビティ２５７９ｂの最も近位の部分に接続された流出流体通路２５４４ｂを通ってバルーンキャビティ２５７９ｂを出る。したがって、流体は、バルーンキャビティ２５７９ｂを通って近位に移動し、それにより、放射部１００に対してさらなる冷却源を提供する。いくつかの実施形態では、流体流は、放射部１００によって生成される熱を消散させ、誘電体バッファを維持するために必要とされる。
膨張可能バルーン２５７９は、バルーンローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄを含むために予備成形される。いくつかの実施形態では、膨張可能材料２５７９ａは、それぞれのローブ２５７９ｂ〜２５７９ｄ間で放射部１００に接合される。
システム２５１２は、膨張可能バルーン２５７９内の圧力を維持するために圧力調節を含むことができる。圧力を維持することは、アンテナ位置を維持し、膨張可能バルーンと身体管腔との間の通路を維持するために必要とされる場合がある。圧力調節は、流体冷却用システム４０内のポンプまたは機械式調節器に対するフィードバックとして、圧力センサを使用して出力ポート２５４２ａにおける圧力を調節することによって達成することができる（図７参照）。圧力調節は、バルーン流体カプラ２５４５内の差圧調節器２５３４ｄによって、流入ポート２５４２と出力ポート２５４３ａとの間の差圧を維持することによって達成することができる。
いくつかの実施形態では、膨張可能バルーン内の流体は、管状管腔および／または身体構造内に吐出される。膨張可能バルーン２５７９は、流入流体通路２５４４ａから流体を受取る。膨張可能バルーン２５７９内の圧力を維持するために、および／または、膨張可能バルーン２５７９の形状を維持するために、膨張可能バルーン２５７９内の流体は、膨張可能材料２５７９ａ内で形成されたオリフィスを通して逃げる。管状管腔および／または身体構造内に吐出される流体量は、プロシージャの長さおよびオリフィスのサイズに依存するとすることができる。
圧力はまた、解剖学的測定を実施することによって調節することができる。たとえば、血管系内で使用される場合、膨張可能バルーン２５７９内の圧力はまた、膨張可能バルーン２５７９の内部の収縮期血圧パルスを検出する圧力センサ２５４２ｅを使用して調整することができる。膨張可能バルーン２５７９の内部で測定される血圧パルスは、膨張可能バルーン２５７９の膨張によって血管構造がより閉塞されると、増加することになり、減少する圧力パルスは、バルーン２５７９の膨張が少ないことを示すことになる。
図２６Ａ〜２６Ｃは、身体管腔（たとえば、腎動脈ＲＡ）内で放射部を芯出しするための膨張可能バルーン２６７９の別の実施形態を示す。膨張可能バルーン２６７９は、膨張可能バルーンハウジング２６７９ｅに接合される第１、第２、および第３のローブ２６７９ｂ〜２６７９ｄを含む。膨張可能バルーンハウジング２６７９ｅは、冷却用流体を収容する内部チャンバを形成する。膨張可能バルーンハウジング２６７９ｅからの冷却用流体は、複数の流入流体通路２６４４ａを介して第１、第２、および第３のローブ２６７９ｂ〜２６７９ｄに流れる。
図２７Ａ〜４１Ｂは、身体管腔または身体構造内の、本開示による放射部を位置決めするために使用することができる種々の芯出しデバイスを示す。１つまたは複数の芯出しデバイスを、可撓性マイクロ波カテーテルの任意の部分に接続することができる。いくつかの実施形態では、芯出しデバイスは展開可能部分に接続され、第１の非展開位置では、芯出しデバイスは拘束状態にあり、第２の展開位置では、芯出しデバイスは、非拘束状態にあり、たとえば、身体管腔内で放射部を芯出しするように拡張し、構成される。
図２７Ａ〜２７Ｄは、身体管腔ＢＬ内で放射部１００を芯出しするための芯出しフィン２７９０を示す。芯出しフィン２７９０は、可撓性マイクロ波カテーテル２７３０の一部分に接続する第１、第２、および第３のフィン２７９０ａ〜２７９０ｃを含む。図２７ａＡは、外側シース２７３０内に拘束される芯出しフィン２７９０を示す。芯出しフィン２７９０は、放射部１００の遠位に示されるが、放射部１００に隣接してまたはそれの近位に位置決めすることができる。図２７Ｂは、図２７Ａの横断面であり、外側シース２７３５によって拘束され、互いに関して約１２０°オフセットしたフィン２７９０ａ〜２７９０ｃを示す。
図２７Ｃ〜２７Ｄでは、芯出しフィン２７９０および放射部１００は、外側シース２７３５から展開される。フィン２７９０ａ〜２７９０ｃは、外側シース２７３５の拘束から解放されると、身体管腔ＢＬの中心の周りで放射部１００を芯出しする。使用後、芯出しフィン２７９０および放射部１００は、外側シース２７３５内の拘束位置（図２７Ａ参照）に引っ込められる。
図２７Ｃに示すように、芯出しフィン２７９０は、身体管腔ＢＬに接触させることによって放射部１００を芯出しする。いくつかの実施形態では、芯出しフィン２７９０は、身体管腔ＢＬ内で流体／流体力学力および／または機械的力によって自己芯出し、それにより、均等なエネルギー送出を保証する。
いくつかの実施形態では、キャップ２７３３は、可撓性マイクロ波カテーテル２７３０から遠位に延在し、身体管腔内で被標的組織に隣接して放射セクション１００を縦に位置決めする。たとえば、キャップ２７３３は、腎門で腎動脈の分枝に入る、かつ／または、そこに詰まる寸法に作ることができる。キャップ２７３３と放射部１００との間の距離は、放射部１００が腎動脈内で標的組織に隣接して位置決めされるように寸法決定される。
図２８は、遠位受取り部２８９１ｅに接続し、近位受取り部２８９１ｆを形成する４つのプロング２８９１ａ〜２８９１ｄを含む４プロング芯出しデバイス２８９１を示す。遠位受取り部２８９１ｅおよび近位受取り部２８９１ｆはそれぞれ、そこを通して可撓性同軸ケーブル（図示せず）の一部分を受取るように構成される。
図２９〜３２は、身体管腔ＢＬ内で放射部１００を芯出しするための芯出しバスケット２９９２を示す。それぞれの芯出しバスケット２９９２は、近位受取り部２９９２ｅおよび遠位受取り部２９９２ｆに接続する第１、第２、第３、および第４のバンド２９９２ａ〜２９９２ｄを含む。いくつかの実施形態では、近位受取り部２９９２ｅおよび遠位受取り部２９９２ｆの少なくとも一方は、可撓性マイクロ波カテーテルの一部分に締結され、一方、他方は、可撓性マイクロ波カテーテルを自由に摺動する。したがって、展開状態では、芯出しバスケット２９９２は、図２９に示すように拡張する。非展開（たとえば、外側シースまたは同様なデバイスによって拘束された状態では、バンド２９９２ａ〜２９９２ｄは圧縮され、それにより、芯出しバスケット２９９２を伸張させる。
図２９では、近位受取り部２９９２ｅは、放射部１００の遠位にあり、細長いキャップ２９３３に接続される。遠位受取り部２９９２ｆは、非拘束状態であり、細長いキャップ２９３３から遠位に延在する。いくつかの実施形態では、細長いキャップ２９３３の遠位端は、被標的組織に対する可撓性マイクロ波カテーテル２９３０の挿入および／またはナビゲーションを容易にするために丸い表面を含む。
図３０では、芯出しバスケット３０９２は、放射部１００の近位に位置決めされる。遠位受取り部３０９２ｅは、可撓性マイクロ波カテーテル３０３０に締結される。近位受取り部３０９２ｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３０３０上を自由に摺動し、それにより、芯出しバスケット３０９２が、外側シースまたは同様なデバイス（明示的に示さず）内で拘束されると、圧縮され伸張されることを可能にする。
図３１では、芯出しバスケット３１９２は、放射部１００の周りで芯出しされ、遠位受取り部３１９２ｅは、放射部１００とキャップ３１３３との間で可撓性マイクロ波カテーテル３１３０に締結される。近位受取り部３１９２ｆは、放射部１００の近位で可撓性マイクロ波カテーテル３１３０上を自由に摺動し、それにより、芯出しバスケット３１９２が、外側シースまたは同様なデバイス内で拘束されると、圧縮され伸張されることを可能にする。
図３２Ａおよび図３２Ｂでは、近位芯出しバスケット３２９２ａおよび遠位芯出しバスケット３２９２ｂは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に接続される。近位芯出しバスケット３２９２ａおよび遠位芯出しバスケット３２９２ｂは、図３２Ａでは近位給電ギャップ３２５０ａおよび遠位給電ギャップ３２５０ｂを含み、図３２Ｂでは近位給電ギャップ３２５０ａを含む放射部１００を芯出しするように構成される。近位芯出しバスケット３２９２ａは、近位給電ギャップ３２５０ａの近位に位置決めされ、遠位受取り部３２９２ａｅは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結される。近位芯出しバスケット３２９２ａの近位受取り部３２９２ａｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０上を自由に摺動し、それにより、近位芯出しバスケット３２９２ａが、外側シースまたは同様なデバイス（明示的に示さず）内で拘束されると、圧縮され伸張されることを可能にする。
図３２Ａでは、遠位芯出しバスケット３２９２ｂは、遠位給電ギャップ３２５０ｂに関して芯出しされ、遠位受取り部３２９２ｂｅは、遠位給電ギャップ３２５０ｂとキャップ３２３３との間で可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結される。遠位芯出しバスケット３２９２ｂの近位受取り部３２９２ｂｆは、遠位給電ギャップ３２５０ｂの近位で可撓性マイクロ波カテーテル３２３０上を自由に摺動し、それにより、遠位芯出しバスケット３２９２ｂが、外側シースまたは同様なデバイス内で拘束されると、圧縮され伸張されることを可能にする。
図３２Ｂでは、近位給電ギャップ３２５０ａは、近位芯出しバスケット３２９２ａと遠位芯出しバスケット３２９２ｂとの間で芯出しされる。いくつかの実施形態では、近位芯出しバスケット３２９２ａは、近位給電ギャップ３２５０ａの近位に位置決めされ、遠位受取り部３２９２ａｅは、近位芯出しバスケット３２９２ａの近位受取り部３２９２ａｆが可撓性マイクロ波カテーテル３２３０上を自由に摺動するように可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結される。遠位芯出しバスケット３２９２ｂは、近位給電ギャップ３２５０ａの遠位に位置決めされ、遠位受取り部３２９２ｂｅは、近位受取り部３２９２ｂｆが可撓性マイクロ波カテーテル３２３０上を自由に摺動するように可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結される。したがって、近位および遠位の芯出しバスケット３２９２ａ、３２９２ｂは、外側シースまたは同様なデバイス内で拘束されると、圧縮され伸張されることができる。
図３３では、デュアルバンド芯出しデバイス３３９３は、放射部１００の給電ギャップ３２５０の周りで芯出しされる。デュアルバンド芯出しデバイス３３９３は、可撓性マイクロ波カテーテル３３３０に締結される近位受取り部３３９３ｆおよび可撓性マイクロ波カテーテル３３３０のキャップ３３３３上を自由に摺動する遠位受取り部３３９３ｅを含む。
デュアルバンド芯出しデバイス３３９３は、互いから１８０°オフセットする第１および第２のバンド３３９３ａ、３３９３ｂをそれぞれ含む。したがって、デュアルバンド芯出しデバイス３３９３は、身体管腔ＢＬ内で拡張すると、（たとえば、デュアルバンド芯出しデバイス３３９３の側面のそれぞれに沿って）放射部１００の給電ギャップ３３５０に向かって身体管腔ＢＬを引き寄せながら、第１および第２のバンド３３９３ａ、３３９３ｂに関して身体管腔ＢＬを伸張させる。こうして、デュアルバンド芯出しデバイス３３９３は、身体管腔を楕円形状に整形し、給電ギャップ３３５０に向かって引き寄せられる部分は、楕円同軸配置構成によってホットスポットを生成することになる。
図３４では、クローバリーフ芯出しデバイス３３９４は、放射部１００の給電ギャップ３４５０の遠位でキャップ３４３３に接続される。クローバリーフ芯出しデバイス３３９４は、可撓性マイクロ波カテーテル３４３０の円周の周りに等間隔に配置された複数のペタル３４９４ａ〜３４９４ｄを含む。ペタル３４９４ａ〜３４９４ｄは、外側シース３４３５から展開された後にクローバリーフを形成するよう外側に拡張するように、ニチノールなどの形状記憶材料から形成することができる。
いくつかの実施形態では、クローバリーフ芯出しデバイス３３９４は、放射部１００から電気絶縁される。クローバリーフ芯出しデバイス３３９４は、接着特性を有する誘電体（たとえば、誘電体接着剤）によって接合されることができ、それにより、クローバリーフ芯出しデバイス３３９４のペタル３４９４ａ〜３４９４ｄおよび／または放射部１００の任意の金属部分の間の金属−金属接触を防止する。
図３５では、可撓性マイクロ波カテーテル３５３０は、クローバリーフ芯出しデバイス３５９４および芯出しバスケット３５９２を含む。クローバリーフ芯出しデバイス３５９４は、遠位キャップ３５３３に接合され、放射部１００の給電ギャップ３５５０の遠位に位置決めされる。芯出しバスケット３５９２は、給電ギャップ３５５０の近位で可撓性マイクロ波カテーテル３５３０の一部分上に位置決めされる。
図３６Ａおよび図３６Ｂは、本開示のいくつかの実施形態によるパドル芯出しデバイス３６９５を示す。パドル芯出しデバイス３６９５は、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の一部分に固定された、第１、第２、および第３のパドル３６９５ａ〜３６９５ｃを含む。パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、ヒンジに似た取付け具３６９５ｄによって固定されることができ、ヒンジに似た取付け具３６９５ｄは、それぞれのパドル３６９５ａ〜３６９５ｃを可撓性同軸ケーブル３６３２に旋回式に取付ける、かつ／または、ヒンジ式に取付ける。
図３６Ａでは、パドル芯出しデバイス３６９５のパドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の外側シース３６３５内に拘束される。拘束状態では、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、内側に折り畳まれ、可撓性同軸ケーブル３６３２に隣接して位置決めされる。
図３６Ｂでは、可撓性同軸ケーブル３６３２およびパドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の外側シース３６３５から展開されて示される。パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、ヒンジに似た取付け具の周りにそれぞれのパドルを移動させることによって開口される。開口位置では、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、パドル停止部３６９５ｅによって過剰伸張することを防止される、および／または、動きは、ヒンジに似た接続３６９５ｄによって制限される。いくつかの実施形態では、パドル停止部３６９５ｅは、可撓性同軸ケーブル３６３２上に形成されたチュークまたはバランである。
パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、図３６Ａに示す閉鎖状態と図３６Ｂに示す開口状態との間で関節動作する。いくつかの実施形態では、関節動作は、カテーテルハブ１８上のアクチュエータによって行うことができる（図７参照）。いくつかの実施形態では、関節動作は、外側シース３６３５からの可撓性同軸ケーブル３６３２の展開によって行うことができる。
パドル芯出しデバイス３６９５は、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の周りに対称に位置決めされた（たとえば、規則的に分配された）任意の数のパドル３６９５ａ〜３６９５ｃを含むことができる。いくつかの実施形態では、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、長さおよび幅が実質的に同一であるが、いくつかの実施形態では、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、その長さおよび幅が変動する場合がある。
図３７Ａおよび図３７Ｂは、本開示のいくつかの実施形態によるデュアルパドル芯出しデバイス３７９５を示す。デュアルパドル芯出しデバイス３７９５は、近位パドル芯出しデバイス３７９５ａおよび遠位パドル芯出しデバイス３７９５ｂを含む。近位パドル芯出しデバイス３７９５ａは、第１の給電ギャップ３７５０ａと第２の給電ギャップ３７５０ｂとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３６３０上に位置決めされる。遠位パドル芯出しデバイス３７９５ｂは、第２の給電ギャップ３７５０ｂと第３の給電ギャップ３７５０ｃとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３６３０上に位置決めされる。近位パドル芯出しデバイス３７９５ａおよび遠位パドル芯出しデバイス３７９５ｂは、身体管腔ＢＬ内で第１の給電ギャップ３７５０ａ、第２の給電ギャップ３７５０ｂ、および第３の給電ギャップ３７５０ｃを芯出しする。
図３８Ａおよび図３８Ｂは、本開示のいくつかの実施形態によるパドル芯出しデバイス３８９６を示す。パドル芯出しデバイス３８９６は、可撓性マイクロ波カテーテル３８３０の一部分に固定された、第１、第２、第３のパドル３８９６ａ〜３８９６ｃを含む。パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、ヒンジに似た取付け具３９９６ｄによって固定されることができ、ヒンジに似た取付け具３９９６ｄは、それぞれのパドル３８９６ａ〜３８９６ｃを可撓性同軸ケーブル３８３２に旋回式に取付ける、かつ／または、ヒンジ式に取付ける。
図３８Ａでは、パドル芯出しデバイス３８９６のパドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３８３０の外側シース３８３５内に拘束される。拘束状態では、パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、内側に折り畳まれ、可撓性同軸ケーブル３８３２に隣接して位置決めされる。
図３８Ｂでは、可撓性同軸ケーブル３８３２およびパドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３８３０の外側シース３８３５から展開されて示される。パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、ヒンジに似た取付け具の周りにそれぞれのパドルを移動させることによって開口される。開口位置では、パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、パドル停止部（たとえば、外側シース３８３５）によって過剰伸張することを防止される、および／または、動きは、ヒンジに似た接続３８９６ｄによって制限される。
パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、図３８Ａに示す閉鎖状態と図３８Ｂに示す開口状態との間で関節動作する。いくつかの実施形態では、関節動作は、カテーテルハブ１８上のアクチュエータによって行うことができる（図７参照）。いくつかの実施形態では、関節動作は、外側シース３８３５からの可撓性同軸ケーブル３８３２の展開によって行うことができる。
パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、図３８Ｂに示すように、流体流ＦＦと反対の方向に開口することができる、または、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃ（図３６Ａおよび図３６Ｂ参照）は、流体流ＦＦと同じ方向に開口することができる。
図３９Ａおよび図３９Ｂは、本開示のいくつかの実施形態によるデュアルパドル芯出しデバイス３９９６を示す。デュアルパドル芯出しデバイス３９９６は、近位パドル芯出しデバイス３９９６ａおよび遠位パドル芯出しデバイス３９９６ｂを含む。近位パドル芯出しデバイス３９９６ａは、第１の給電ギャップ３９５０ａの近位で可撓性マイクロ波カテーテル３９３０上に位置決めされる。遠位パドル芯出しデバイス３９９６ｂは、第１の給電ギャップ３９５０ａと第２の給電ギャップ３９５０ｂとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３９３０上に位置決めされる。近位パドル芯出しデバイス３９９６ａおよび遠位パドル芯出しデバイス３９９６ｂは、身体管腔ＢＬ内で第１の給電ギャップ３９５０ａおよび第２の給電ギャップ３９５０ｂを芯出しする。
図４０Ａおよび図４０Ｂは、複数のタイン４０９７によって可撓性マイクロ波カテーテル４０３０の遠位放射部１００を芯出しする展開可能芯出しデバイスを示す。図４０Ａに示す非展開状態では、タインは、可撓性マイクロ波カテーテル４０３０の外側シース４０３５内に拘束される。外側シース４０３５は、近位に引っ込むことができ、それにより、外側シース４０３５から放射部１００およびタイン４０９７を展開する。代替的に、放射部１００およびタイン４０９７は、外側シース４０３５から遠位に展開することができる。図４０Ｂに示す展開状態では、タインは、可撓性マイクロ波カテーテルに取付けられ、そこから半径方向に外側に延在し、それにより、腎動脈ＲＡ内で放射部を芯出しする。
図４１Ａは、可撓性マイクロ波カテーテル４１３０の遠位放射部１００を芯出しするために使用することができるヘリカル芯出しデバイス４１９８を示す。ヘリカル芯出しデバイス４１９８は、可撓性マイクロ波カテーテル４１３０の遠位端の外側表面にそれぞれが接続する複数のヘリカルリブ４１９８ａ〜４１９８ｃを含む。いくつかの実施形態では、ヘリカルリブ４１９８ａ〜４１９８ｃは、可撓性同軸ケーブル４０３２ａの外側表面に取付けられる。非展開状態では、ヘリカルリブ４１９８ａ〜４１９８ｃは、可撓性同軸ケーブル４０３２ａと外側シース４０３５の内側表面との間で圧縮される。ヘリカル芯出しデバイスが外側シース４０３５から展開されると、ヘリカルリブ４１９８ａ〜４１９８ｃのそれぞれは、可撓性同軸ケーブル４０３２ａから半径方向に外側に延在し、それにより、身体管腔内で放射部１００を芯出しする。
図４１Ｂは、本開示の複数の実施形態による、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位部分上をたどって挿入するように構成されたヘリカル芯出しデバイス４１９９を示す。ヘリカルリブ４１９９ａ〜４１９９ｃは、ヘリカルスリーブ４１９９ｄの外側表面に取付けられ、ヘリカルスリーブは、可撓性マイクロ波カテーテルの遠位部分に摺動可能に係合するように構成される。
図４２〜４４は、可撓性マイクロ波カテーテル３０であって、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側層を形成する外側シース１３５、および、外側シース１３５の内側表面に摺動可能に係合する可撓性同軸ケーブル３２を含む、可撓性マイクロ波カテーテル３０を示す。外側シース１３５の近位部分は、外側導体１２４の外径を収容する第１の内径Ｄ１を含む。外側シース１３５の最も遠位の部分は、可撓性同軸ケーブル３２放射部１００を収容する摺動ハブ１３５ａを形成する。摺動ハブ１３５ａは、外側誘電体絶縁層１２８の外径を収容する第２の内径Ｄ２を含み、外側シース１３５の第１の内径Ｄ１は摺動ハブ１３５ａの第２の内径Ｄ２より小さい。したがって、機械的停止部１２９が、第１の内径Ｄ１と第２の内径Ｄ２との間の外側シース１３５の移行部によって形成される。
いくつかの実施形態では、摺動ハブ１３５ａは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の近位部分より柔軟性が小さい。いくつかの実施形態では、摺動ハブ１３５ａは剛性(rigid)がある。可撓性マイクロ波カテーテル３０はまた、可撓性マイクロ波カテーテル３０の近位の可撓性が大きい部分と、可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位の可撓性が大きいおよび／または剛性がある部分（たとえば、摺動ハブ１３５ａ）との間の角度を操作するためのガイダンスシステム（明示的に示さず）を含むことができる。
外側シース１３５の外側表面は誘電体被覆を含むことができる。一実施形態では、誘電体被覆は、商標名パリレン（商標）の下で、テキサス州ケイティ(Katy, Texas)のＰａｒｙｉｅｎｅ Ｃｏａｔｉｎｇ Ｓｅｒｖｉｃｅｓによって販売され製造される被覆などの化学気相堆積されたポリマーである。別の実施形態では、誘電体被覆は、１つまたは複数の血栓低減特性または成分を含む。
図４２、４３、および４４は、種々の位置に位置決めされた、たとえば、完全に引っ込んだ位置に位置きめされた（図４２参照）、部分的に展開された位置に位置決めされた（図４３参照）、また、完全に展開された位置に位置決めされた（図４３参照）、可撓性同軸ケーブル３２および可撓性同軸ケーブル３２の遠位端上の放射部を示す。
ここで図４２を考えると、放射部１００は、外側シース１３５の摺動ハブ１３５ａ内に完全に引っ込んでいる。完全に引っ込んだ状態では、外側誘電体絶縁層１２８の近位端は、外側シース１３５の機械的停止部１２９に当接し、それにより、外側シース１３５内への可撓性同軸ケーブル３２のさらなる引っ込みを防止する。外側誘電体絶縁層１２８の近位端は、機械的停止部１２９に係合し、係合表面は、外側シース１３５内への可撓性同軸ケーブル３２の引っ込みをさらに防止する。
キャップ１３３は、外側シース１３５の遠位端に当接し、外側シース１３５の外側表面とキャップ１３３の外側表面との間のスムーズな移行部を形成する。キャップ１３３および外側シース１３５は、機械的係合、締りばめによって、または、はんだ付け、ろう付け、接着剤、および／またはレーザ溶接によって共に接合されることができ、それにより、キャップ１３３と外側シース１３５との間の意図しない分離（または、展開）を防止する。キャップ１３３は、外側シース１３５内への可撓性同軸ケーブル３２の引っ込みをさらに防止することができる。本明細書で述べる実施形態は、可撓性マイクロ波カテーテル３０が案内管腔に良性に追従することを可能にする鈍い遠位端を示すが、他の実施形態では、キャップは、組織内への経皮的挿入のために構成された鋭利先端を含むことができる。
使用時、臨床医は、チャネルを通して患者に可撓性マイクロ波カテーテル３０（たとえば、放射部１００）を挿入し、患者に関する所望の位置まで可撓性マイクロ波カテーテル３０を操縦する。チャネルは、生得的に形成された身体チャネルおよび／または管腔（たとえば、動脈血管、食道、気管支、肛門、膣、尿道、など）、生得的に形成された身体チャネルに挿入された管腔、カニューレ、シャフト、あるいは、任意の他の適した挿入針、デバイス、ガイド、またはシステムとすることができる。
挿入ステップ中に、放射部１００は、外側シース１３５の摺動ハブ１３５ａ内に収容される。摺動ハブ１３５ａは、外側導体１２４に係合し、患者組織に対する意図しないどんなエネルギーの解放をも防止する。
キャップ１３３は、外側シース１３５に電気的に係合することができ、それにより、外側導体１３５の一部分を介して内側導体１２０と外側導体１２４との間に電気的経路（たとえば、電気的ショート）を形成する。図４２に示す完全に引っ込んだ位置では、放射部１００の全体は、外側シースおよびキャップ１３３内に含まれ、それにより、そこからの電気手術エネルギーの放出を最小にするかまたはなくす。
ここで図４３を考えると、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外側シース１３５内で可撓性同軸ケーブル３２を遠位に進めることは、摺動ハブ１３５ａから放射部１００を展開する。摺動ハブ１３５ａから展開される放射部１００の長さは、臨床医によって選択される。
図７、８Ｃ、および４２〜４４を参照すると、可撓性同軸ケーブル３２の少なくとも一部分は、カテーテルハブ１８内のアクチュエータ１５、８１５に接続する。アクチュエータ１５の作動は、可撓性同軸ケーブル３２を移動させ、外側シース１３５内で可撓性同軸ケーブル３２を進ませまた引っ込める。アクチュエータ１５、８１５は、アクチュエータスロット１５ａに沿って任意の所望の位置に作動されることができる。アクチュエータスロット１５ａ内のアクチュエータ１５、８１５の位置は、摺動ハブ１３５ａ内の放射部１００の位置に関連し、また、摺動ハブ１３５ａから展開する放射部１００のセクションに関連する。
ロックメカニズム８１７は、調整可能流体カプラ８４５の本体８４５ａ、８４５ｂに統合することができる。いくつかの実施形態では、ロックメカニズム８１７の最も近位の位置は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内管腔内に位置決めしながら、放射部１００の予期しない展開を防止するためにアクチュエータ１５、８１５を所定位置にロックするロック位置を含む。いくつかの実施形態では、ロックメカニズム８１７および／またはアクチュエータ１５、８１５は、バネ（明示的に示さず）などの張力印加メカニズムを含み、張力印加メカニズムは、アクチュエータ１５、８１５がロック位置にあるとき、可撓性同軸ケーブル３２に近位側偏倚(bias)を提供する。いくつかの実施形態では、アクチュエータ１５、８１５のロック位置は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内管腔内に位置決めしながら、外側シース３５および可撓性同軸ケーブル３２の屈曲および／または転回による可撓性同軸ケーブル３２と外側シース３５との間の任意の長さ変化を補償するテークアップメカニズムを含む。いくつかの実施形態では、アクチュエータ１５、８１５は、ロックメカニズム８１７、張力印加メカニズム、テークアップメカニズム、またはその任意の組合せを含む。たとえば、アクチュエータ１５、８１５は、流体カプラ本体８４５ａ上に形成された受取り部８１７ｂに嵌合する隆起部８１７ａを含むことができ、受取り部８１７ｂは、その長さに沿って隆起部８１７ａを受取るための複数の縦方向位置を提供する。アクチュエータ１５、８１５は、バネまたは弾性部材などの付勢メカニズム、または、任意の他の張力印加メカニズム、ならびに／または、テークアップメカニズムをさらに含むことができる。
図４４は、放射部が摺動ハブ１３５ａから完全に転回した状態の可撓性マイクロ波カテーテル３０の遠位部分の断面図を示す。外側誘電体絶縁層１２８の近位部分１２８ａは、完全に転回した位置で摺動ハブ１３５ａ内に収容されたままである。外側誘電体絶縁層１２８の近位部分１２８ａは、摺動ハブ１３５ａとの係合を維持し、それにより、摺動ハブ１３５ａ内への放射部１００のその後の引っ込みを容易にする（図４２および図４３参照）。近位部分１２８ａは、摺動ハブ１３５ａとの液密シール１２１ａを形成することができる。液密シール１２１ａは、体液が、摺動ハブ１３５ａに入り、放射部１００を転回することによって形成される摺動ハブ１３５ａ内のボイド１３５ｂを充填することを防止することができる。は、
移行部誘電体１２６は、外側誘電体絶縁層１２８の誘電体特性に関連する誘電体特性を有する場合がある。いくつかの実施形態では、移行部誘電体１２６と、外側誘電体絶縁層１２８と、放射部１００をそれに関して使用することができる解剖学的構造、たとえば腎動脈または他の身体管腔／身体構造との間に誘電率勾配が形成される。
外側誘電体絶縁層１２８の外側表面および摺動ハブ１３５ａの内側表面は、機械的停止部を提供するインタフェース表面１１７ａ、１１７ｂを含むことができ、したがって、外側誘電体絶縁層１２８の近位部分１２８ａが摺動ハブ１３５ａから進むことを防止する。たとえば、一実施形態では、摺動ハブ１３５ａの内側表面は、半径方向に内側に突出するタブ１１７ａを含む。完全に転回した位置では、半径方向に内側に突出するタブ１１７ａは、誘電体絶縁層１２８内に形成された機械的停止部１１７ｂに係合し、それにより、放射部１００の摺動ハブ１３５ａからのさらなる遠位側展開を防止する。
いくつかの実施形態では、チョークまたはバランショート（明示的に示さず）は、ヘリカル給電ギャップ５０の形成部の近位に縦に位置決めされ、外側導体１２４および／または外側シース１３５に固定することができる。バランは、外側導体１２４（または外側シース１３５）を受容する寸法に作られた内径を有する短い伝導性（たとえば、金属性）リングから形成することができる。代替的に、バランは、外側シース１３５の内側表面上に形成することができる。バランは、外側導体１２４に電気接合される（たとえば、適した導体によってはんだ付けされる、かつ／または、電気接続される）。このバランは、無線周波数ショートに影響を及ぼし、それが、次に、放射部アンテナの全体的な近位放射パターンを、最適化する、制御する、収束させる、かつ／または、向けることができる、たとえば、アンテナ放射部の近位端および／またはバランを超える除神経エネルギーの伝搬を減少させることができる。
バラン組立体は、バラン誘電体スリーブを含むことができ、バラン誘電体スリーブは、押出し成形されたポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ、たとえば、Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標））から形成することができる。バラン誘電体スリーブは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部１００を覆って位置決めされ、バランリングに嵌合されることができる。その表面、好ましくは内側表面に伝導性材料を有する、ある長さの熱収縮チューブ（明示的に示さず）は、ＰＴＦＥスリーブを覆って位置決めされて、バランの性能を改善するする、したがって、除神経エネルギーの放射パターンを改善することができる。
いくつかの実施形態では、以下で詳細に論じ、図４２〜５７に示すように、本開示による可撓性マイクロ波カテーテルは、スパイラル構成を有する放射部を含み、放射部の外側導体は、スパイラルパターンで露出され、スパイラル開口の幅は、任意選択でテーパ付きとすることができ、放射部の長さに沿って均等にエネルギーを放射するために、放射部に沿ってスパイラルが遠位に巻くにつれて幅が増加する（図４２〜４９および図５４〜５７参照）。スパイラルセンサ管腔または導体は、スパイラル給電点内で散在されて、プローブの遠位領域にまたはその近くに配設されたセンサを、発生器またはプローブの近位に位置する他の装置に動作可能に結合することができる。
先に論じた、任意の数のバスケット、芯出しデバイス、または拡張可能部材は、集中化構造から離れて半径方向に組織を選択的に焼灼するために、このスパイラル構造と共に使用することができる。これは、焼灼デバイスの複数回の留置を通常必要とするプロシージャが、選択的に向けられる複数の放射要素を提供するたった１回の留置を必要とすることによって簡略化されることを可能にすることになる。ユーザは、伝導性シースが給電ギャップを覆うため、他のものを圧壊し、したがって、停止したままにしながら、任意の数のバスケット、芯出しデバイス、または拡張可能部材を展開しようと決めることができる。
図４２〜４４に示し、本明細書で述べる展開可能構造はまた、本明細書で述べる構造および放射部１００の任意のものを展開するために利用することができる。
図４２〜４４に関して先に論じたように、放射部１００は、内側導体１２０を露出させるシールド用外側導体１２４ａを含み、それにより、ヘリカル給電ギャップ５０（たとえば、給電点）を形成する。一実施形態では、シールド用外側導体１２４ａは、ヘリカル給電ギャップ５０において外側導体１２４の一部分を取除くことによって形成される。内側導体１２０上に残っているシールド用外側導体１２４ａは、内側導体１２０の縦軸の周りにヘリカル状に巻かれる。ヘリカルおよび／またはスパイラル給電ギャップは、放射セクションの軸方向長さに沿うエネルギーの均一分布ならびに同軸導波管インピーダンスに対する理想的なインピーダンス整合を提供し、それにより、可撓性同軸給電ライン３２に沿う好ましくない加熱を低減する。
いくつかの実施形態では、使用前に（たとえば、製造中に）、外側導体１２４および内側誘電絶縁体は、放射部１００内の内側導体１２０から取除かれ、シールド用外側導体１２４ａおよびシールド用誘電体（明示的に示さず）が、露出した内側導体上に位置決めされる。シールド用外側導体１２４ａは、内側導体１２０の縦軸の周りにヘイカル状に巻かれる。シールド用外側導体１２４ａの近位部分は、外側導体１２４の遠位部分に電気接続される。シールド用外側導体１２４ａの遠位部分は、キャップ１３３に電気接続される。キャップは、シールド用外側導体１２４ａを内側導体１２０にショートさせる。
流体冷却用システム４０（図７参照）からの冷却用流体は、シールド用外側導体１２４ａ内に形成され、流入流体通路４４ａおよび流出流体通路４４ｂに接続される流体管腔を通して流れ、それにより、冷却用流体が、放射部１００の遠位端にまた遠位端から流れるための流体通路を提供する。
先に論じたように、移行部誘電体１２６は、ヘリカル給電ギャップ１５０内に配設されることができ、また、ヘリカル給電ギャップ１５０の寸法に対して全体的におよび／または幾何学的に対応することができる。移行部誘電体１２６およびシールド用誘電体（明示的に示さず）は、同様の誘電体特性を有する同様の材料から形成することができる。いくつかの実施形態では、移行部誘電体１２６およびシールド用誘電体は異なる誘電体特性を有することができる。いくつかの実施形態では、単一誘電体層は移行部誘電体１２６を含み、シールド用誘電体は、移行部誘電体１２６に対応する誘電体特性を有する第１の幾何学的部分およびシールド用誘電体に対応する誘電体特性を有する第２の幾何学的部分を含む。
先に論じたように、給電ギャップ１５０は、外側導体１２４の一部分の取除きによって形成されるボイドによって画定される。同様に、ヘリカル給電ギャップ１５０は、ヘリカル状に巻かれた（たとえば、内側導体１２０の縦軸の周りにヘリカル状に巻かれた）シールド用外側導体１２４ａの隣接する巻き線間に形成されるボイドによって画定される。ヘリカル給電ギャップ１５０の寸法は、シールド用外側導体１２４ａの特性および位置に関連する。ヘリカル給電ギャップ１５０はまた、シールド用外側導体１２４ａによってヘリカル状に巻かれていない内側導体の部分によって画定することができる。したがって、シールド用外側導体１２４ａの寸法特性および位置を規定することは、放射部１００の縦方向長さに沿って変動するヘリカル給電ギャップ１５０を必ず画定する。一実施形態では、ヘリカル給電ギャップ１５０の位置は、その長さに沿って円周方向に変化する。いくつかの実施形態では、ヘリックスのピッチ（たとえば、ヘリックスの軸に平行に測定される１つの完全なヘリックスターンの幅）は、放射部１００の縦方向長さに沿って変動する。いくつかの実施形態では、ピッチは、ヘリックス角度（任意のヘリックスと内側導体に垂直に形成される軸方向ラインとの間の角度）の変化によって変動する場合がある。いくつかの実施形態では、ピッチは、ヘリカル給電ギャップ１５０の幅の変化（たとえば、その縦方向長さに沿うヘリカル給電ギャップ１５０の変動する厚さ）によって変動する場合がある。いくつかの実施形態では、ピッチは、ヘリックス角度の変化およびヘリカル給電ギャップ１５０の幅の変化によって変動する場合がある。
使用時、放射部１００によって組織に送信されるエネルギーは、ヘリカル給電ギャップ１５０の面積および位置に関連する。図４２〜４４に示すように、ヘリカル給電ギャップ１５０の面積は、ヘリックスが遠位に巻き、放射部１００の近位端上の狭いヘリカル給電ギャップ１５０から遠位端上の広いヘリカル給電ギャップ１５０に移行するときに増加する。面積の変化（たとえば、ヘリックスが遠位に巻くときの面積の増加）は、近位端での低カップリング係数に、また、遠位端での高カップリング係数になる。放射部１００の近位端で、カップリング係数は１％であり、カップリング係数は、遠位端の１００％まで指数関数的に増加する。
図４５および図４６は、本開示のいくつかの実施形態による、任意の可撓性マイクロ波カテーテル３０に組込むことができる放射部２００を形成する非線形ラップパターンの別の実施形態を示す。ヘリカル給電ギャップ２５０の面積は、ヘリックスが遠位に巻くときに増加し、近位端は狭い給電ギャップ２５０を提供し、遠位端は実質的に露出される。放射部２００の近位端におけるヘリカル給電ギャップ２５０の面積および放射部２００の遠位端におけるヘリカル給電ギャップ２５０の面積の非線形変化は、シールド用外側導体２２４ａの幾何形状による。
図４６に示すように、シールド用外側導体２２４ａは、近位の第１の非線形エッジ２２４ｂおよび第２の遠位の非線形エッジ２２４ｃを含み、第１の非線形エッジ２２４ｂおよび第２の非線形エッジ２２４ｃは、遠位端２２４ｄで終端し、それにより、実質的に尖った遠位端２２４ｄを形成する。
図４７および図４８は、本開示の任意の可撓性マイクロ波カテーテル３０に組込むことができる放射部３００を形成する非線形ラップパターンのさらに別の実施形態を示す。ヘリカル給電ギャップ３５０の面積は、ヘリックスが遠位に移動すると増加し、近位端は狭い給電ギャップを提供し、遠位端は実質的に露出される。放射部３００の近位端におけるヘリカル給電ギャップ３５０の面積および放射部３００の遠位端におけるヘリカル給電ギャップ３５０の面積の非線形変化は、シールド用外側導体３２４ａの幾何形状による。
図４８に示すように、シールド用外側導体３２４ａは、近位の第１の非線形エッジ３２４ｂおよび第２の遠位の非線形エッジ３２４ｃを含み、近位の第１の非線形エッジ３２４ｂおよび第２の遠位の非線形エッジ３２４ｃは、その遠位端で終端する。その遠位端は、内側導体（明示的に示さず）の遠位端に整列するように構成された平坦遠位エッジ３２４ｄを形成する。
変動するヘリカル給電ギャップ１５０の１つの尺度は、ヘリカル給電ギャップ１５０の断面周長とシールド用外側導体１２４ａの断面周長との比として本明細書で規定される給電ギャップ比である。図４９は、図４４、４５、および４７に示すそれぞれの実施形態の放射部１００、２００、３００の縦方向長さに沿う給電ギャップ比を示すグラフである。図４４の放射部１００の給電ギャップ比は、０％と５０％との間で変動し、放射部１００の近位端と遠位端との間の縦方向長さに沿って線形に変動する。図４５の放射部２００の給電ギャップ比は、０％と１００％との間で変動し、放射部２００の近位端と遠位端との間の縦方向長さに沿って非線形に変動する。図４７の放射部３００の給電ギャップ比は、０％と１００％との間で変動し、放射部３００の近位端と遠位端との間の縦方向長さに沿って非線形に変動する。使用することができる他の幾何形状は、指数関数テーパ、三角形テーパ、および、断面が無限まで増加する階段状チェビシェフ変成器からのクロプフェンシュタイン対数テーパ（たとえば、テイラー分布に類似する）を含む。
図６Ａ〜６Ｂおよび図８Ａ〜８Ｃに関して先に論じたように、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、内側可撓性同軸ケーブル３２と外側シース１３５との間に同軸的に位置決めされた管状流入管腔３７を含むことができる。可撓性同軸ケーブル３２の外径と流入管腔３７の内径との間の隙間は、流入流体通路４４ａを画定する。流入管腔３７の外径と外側シース１３５の内径との間の隙間は、流出流体通路４４ｂを画定する。使用中、冷媒、たとえば、二酸化炭素、空気、生理食塩水、水、または他の冷媒媒体は、流入流体通路４４ａによって放射部１００に供給され、流出流体通路４４ｂによって放射部１００から排出される。
いくつかの実施形態では。冷媒を供給する流入流体通路４４ａは最も内側の流体導管であり、冷媒を排出する流出流体通路４４ｂは最も外側の流体導管である。他の実施形態では、流体流の方向は、対向するとすることができる。１つまたは複数の縦に配向されたフィンまたはストラット（明示的に示さず）は、流入流体通路および／または流出流体通路内に位置決めされて、外側シース１３５に関して流入管腔の位置を制御し、流入管腔３７に関して可撓性同軸ケーブル３２の位置を制御する。
図５０は、本開示の別の実施形態による漏洩導波管の電気回路図である。漏洩導波管は、エネルギーが、放射され、漏洩導波管内で消散される、Ｚ０のインピーダンスを有するネットワークを含む。それぞれのＺＬは、放射抵抗、反応性インピーダンス、および損失抵抗からなり、
ＺＬ＝ＲＲ−ｉＲｊ＋Ｒｌ （１）
である。
集中素子によって示されるが、ＺＬ成分は、分布ネットワークである。図５１に示すように、それぞれのＺＬ成分は、同軸ケーブル内の５つのスロットＳ１〜Ｓ５のうちの１つのスロットを示すことができる。
本開示による別の導波管は、任意の数のスロットを含むことができる。図５２は、１０のスロットを利用する放射部２００を有する実施形態を示す。放射部の長さに沿う均一な放射パターンを提供するために、１０のスロットのそれぞれは、導波管Ｚ０に提供される利用可能な総合エネルギーの約１０％を放射しなければならない。それぞれのスロットが、利用可能な総合エネルギーの一部分を放射するため、それぞれの後続のスロットが利用可能な残りのエネルギーは、以前のスロットに提供されたエネルギーより小さい。したがって、均一な放射パターンは、近位に位置決めされたそれぞれの（以前の）スロットより高いパーセンテージの利用可能な残りのエネルギーを放射することを、遠位に位置決めされたそれぞれのスロットに要求する。
図５２に示す例示的な実施形態では、１００ワットのエネルギーが、漏洩導波管２００に提供され、したがって、スロット１は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１０％（たとえば、１００ワットの１０％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット２は、約９０ワット（１００ワットから、スロット１によって送信される１０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット２は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１１％（たとえば、９０ワットの１１％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット３は、約８０ワット（１００ワットから、スロット１〜２によって送信される２０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット３は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１２．５％（たとえば、８０ワットの１２．５％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット４は、約７０ワット（１００ワットから、スロット１〜３によって送信される３０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット４は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１４．３％（たとえば、７０ワットの１４．３％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット５は、約６０ワット（１００ワットから、スロット１〜４によって送信される４０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット５は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１６．７％（たとえば、６０ワットの１６．７％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット６は、約５０ワット（１００ワットから、スロット１〜５によって送信される５０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット６は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約２０％（たとえば、５０ワットの２０％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット７は、約４０ワット（１００ワットから、スロット１〜６によって送信される６０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット７は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約２５％（たとえば、４０ワットの２５％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット８は、約３０ワット（１００ワットから、スロット１〜７によって送信される７０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット８は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約３３％（たとえば、３０ワットの３３％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット９は、約２０ワット（１００ワットから、スロット１〜８によって送信される８０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット９は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約５０％（たとえば、２０ワットの５０％＝１０ワット）を送信しなければならない。スロット１０は、約１０ワット（１００ワットから、スロット１〜９によって送信される９０ワットを引いた値）を提供され、したがって、スロット１０は、漏洩導波管２００に提供される総合エネルギーの約１００％（たとえば、１０ワットの１００％＝１０ワット）を送信しなければならない。
導波管に沿って遠位に移動すると、それぞれのスロットは、個々のスロットが利用可能なより高いパーセンテージのエネルギーを漸進的に送信しなければならない。それぞれのスロットから送信されるエネルギーのパーセンテージを漸進的に増加させる１つの方法は、導波管が遠位に進むにつれてそれぞれのスロットの幅を変動させること（遠位に移動するそれぞれのスロットの幅を増加させること）である。図５３は、それぞれのスロットが、幅を漸進的に増加させる導波管を示す。いくつかの実施形態では、幅の増加は、効率の改善を提供し、それにより、そこから送信されるエネルギーのパーセンテージの増加をもたらす。最も遠位のスロットは、残りの総合電力をそこから放射する（たとえば、そこに提供される１００％の電力を放射する）ことが可能な高い効率のスロットとみなすことができる。
スロットのそれぞれから放射されるエネルギーは、スロットの所望の効率、スロットの幅、および／または、導波管（たとえば、それぞれのスロット）に提供されるエネルギーの波長に関連する。いくつかの実施形態では、それぞれのスロットの幅は、スロットの所望の効率に関連する。たとえば、スロットの所望の効率が、そのスロットに提供されるエエンルギーの２０％である場合、幅は、マイクロ波信号波長および所望の効率から計算することができる。
別の実施形態では、最も遠位のスロットの有効長は、マイクロ波信号の波長の１／２に等しく、最も遠位のスロットの近位のスロットの幅は、スロットの所望の効率に関連し、それぞれのスロットの効率は、それぞれの個々のスロットに提供されるエネルギーおよびそれぞれのスロットの所望の電力出力によって決定される。
同軸導波管の損失のために、それぞれのスロットに提供されるエネルギーの量は、導波管に提供されるエネルギーから、近位スロットによって送信されるエネルギーの量を差し引き、同軸ケーブルの任意の損失を差し引いた値に等しい。したがって、それぞれの漸進的スロットのパーセンテージおよび／またはスロットの数は、同軸導波管のエネルギー損失を補償するために減少する場合がある。
例として図５２のスロット４を使用し、スロット１〜３の損失が５ワットであると仮定すると、スロット４に提供される実際のエネルギーは、６５ワット（１００ワットから、スロット１〜３によって送信される３０ワットを差し引き、５ワットの損失を差し引いた値）である。したがって、スロット４は、スロット４に提供される６５ワットのうちの約１５．４％（たとえば、６５ワットの１５．４％）を送信しなければならない。したがって、近位スロットの損失は、それぞれのスロットから均等でかつ等しいエネルギー放射パターンを提供するために、スロットの数の低減をもたらすことができる。
個々のスロットのセグメント化アプローチと対照的に、より分散したアプローチは、均等でかつ均一なエネルギー分布パターンを提供する。図５４は、図５３の導波管に示すそれぞれのスロットの漸進的に増加する幅が、連続するヘリカルスロット４５０として配列される導波管を示す。一実施形態御では、スロットの幾何形状（たとえば、ヘリックス角度、ピッチ、およびスロット幅）は、ヘリックスのそれぞれのセクションの必要とされる効率に関連する。いくつかの実施形態では、ヘリックスのそれぞれのセクションの効率は、ヘリックスのそれぞれのセクションに提供されるエネルギーおよびヘリックスのそれぞれのセクションの所望の電力出力によって決定される。変動する場合がある幾何学的パラメータは、軸方向比、ターン数、および給電ギャップの幅を含む。個々のスロットをなくすヘリックスはまた、それぞれの個々のスロットを持つことの結果として生じる損失を低減することができる。
ピッチの変化および／またはヘリックス角度の変化によって、開口が（近位から遠位方向に）幅広になるため、スロットは、より多くのエネルギーを漸進的に放射し、それにより、均一なエネルギーパターを促進し、戻り損失の減少をもたらす。
図５５および図５６は、図５３および図５４の導波管に関連する導波管をそれぞれ有する可撓性マイクロ波カテーテル５３０および６３０を示す。図５５では、導波管５００は、複数の漸進的な間隔に配置されたスロット５５０を含み、遠位に配置されそれぞれのスロットの幅は、所望の電力出力を提供するために増加する。図５６では、導波管６００は、変動するピッチ、スロット幅、およびヘリックス角度を有するヘリカル給電スロット６５０を含み、放射内側導体６２０の漸進的に増加するスロット幅および露出部分は、導波管６００の長さに沿って所望の電力出力を提供する。可撓性マイクロ波カテーテル５３０および６３０は、先に論じた冷却用流体配置構成を含むことができる。
図５７は、導波管７００および８００を示し、スロット付き導波管７００は、５つのスロットを含み、ヘリックス導波管８００は、ヘリックスの５ターンを含む。導波管７００および８００は、スロット付き導波管７００のスロットＳ１〜Ｓ５とヘリックス導波管のそれぞれのヘリックスターンＨＴ１〜ＨＴ５との間の比較／相関を提供するために配列される。それぞれのヘリックスターンＨＴ１〜ＨＴ５は、ヘリックス上の対応する位置を含み、ヘリックスの幅は、対応するスロットＳ１〜Ｓ５および露出した内側導体７２０の幅に関連する。先に論じたように、ヘリックススロットＨＳの形状および位置は、内側導体８２０上のシールド用外側導体８２４ａの個々のラップ間のボイドに関連し、ボイドによって規定される。
図５７にさらに示すように、スロット付き導波管７００は、５つの放射スロットＳ１〜Ｓ５を含み、それぞれのスロットＳ１〜Ｓ５は、内側導体７２０を露出させる。スロットＳ１〜Ｓ５は、対応する電磁場Ｆ１〜Ｆ５をそれぞれ生成する。電磁場Ｆ１〜Ｆ５は、別個でかつ独立に生成されるが、電磁場Ｆ１〜Ｆ５の１つまたは複数の電磁場の少なくとも一部分は、オーバラップする、かつ／または、隣接する電磁場Ｆ１〜Ｆ５と結合することができる。
ヘリックス導波管８００は、ヘリックス導波管８００の縦方向長さに沿って延在するヘリカル電磁場ＨＦを生成する。ヘリカル電磁場ＨＦの形状は、ヘリックススロットＨＳの形状に関連し、シールド用外側導体の個々のラップ間に形成される変動するボイドに関連する。
ヘリカル電磁場ＨＦの形状は、複数の相互接続したヘリカル状の電磁場ＨＦ１〜ＨＦ５として示すことができ、相互接続したヘリカル状の電磁場のそれぞれは、スロット付き導波管７００上の対応するスロットＳ１〜Ｓ５に関連する。ヘリカル電磁場ＨＦは、複数の最小ノードおよび複数の最大ノードを含むことができ、最小ノードのヘリカル電磁場の大きさは相対的最小であり、最大ノードのヘリカル電磁場の大きさは相対的最大である。一実施形態では、最小ノードの数は、ヘリックスターン数に関連する。ヘリカル電磁場ＨＦの全体的な形状は、ヘリックスの周りで動的に変化することができる。いくつかの実施形態では、最大ノードの数は、ヘリックスターン数に関連する。
図５８Ａは、本開示のいくつかの実施形態による、内部にスパイラル窓５８９９が形成されている収縮したバルーン芯出しデバイス５８７２の斜視図である。バルーン芯出しデバイス５８７２は、伝導性層５８７２ｂでコーティングされたバルーン膜５８７２ａを含む。図５８Ａの切り取られた部分に示すように、伝導性層５８７２ｂは、バルーン膜５８７２ａの内側表面上に形成することができる。代替的に、いくつかの実施形態では、伝導性層５８７２ｂは、バルーン膜５８７２ａの外側表面上に形成することができる。
伝導性層５８７２ｂは、制限することなく、薄膜堆積、メッキ、伝導性インク、箔、および同様なものの塗布を含む、任意の適したコーティング方法または堆積方法によって形成されることができる。いくつかの実施形態では、伝導性層５８７２ｂは、伝導性銀インクから形成される。伝導性層５８７２ｂは、パターン、たとえば、スパイラルパターン、格子パターン、ハーフトーンパターン、グラジエントパターン、または、伝導性層５８７２ｂのパターンを形成する要素間の伝導性を維持しながら、バルーン芯出しデバイス５８７２の弾性膨張および収縮を容易にする任意のパターンで形成されることができる。
スパイラル窓５８９９は、バルーン膜５８７２ａを含み、伝導性層５８７２ｂを含まない。スパイラル窓５８９９領域内のバルーン膜５８７２ａは、マイクロ波エネルギーに対して透明な材料で形成され、それにより、スパイラル窓５８９９に隣接する組織を除神経エネルギーの印加にさらす。スパイラル窓５８９９は、約３〜５ミル（０．００３”〜０．００５”）の最大幅を有することができる。この配置構成によって、伝導性層５８７２ｂは、ファラデーケージ構造を形成し、ファラデーケージ構造は、放射パターンを改善し、スパイラル窓５８９９に隣接する組織に対する除神経エネルギーの送出を容易にする。いくつかの実施形態では、バルーン膜５８７２ａは、正しい幾何形状が達成されることを保証するために非コンプライアント材料から形成することができる。
いくつかの実施形態では、本開示によるバルーン芯出しデバイス５８７２は、その近位端および遠位端に配設された伝導性層５８７２ｂを含むことができ、一方、中央部に沿って伝導性層５８７２ｂ内に伝導性材料をほとんどまたは全く持たず、それにより、近位端と遠位端と中央部分との間に伝導率勾配を形成する。バルーン芯出しデバイス５８７２は、メッシュ構造のこれまでに述べた構成（複数可）に従って配列された伝導性パターンを含むことができ、伝導性層５８７２ｂは、バルーン芯出しデバイス５８７２の窓付き部分５８９９以外の全てにコーティングされる。いくつかの実施形態は、複数のバルーン芯出しデバイス、複数の窓を有する単一バルーン芯出しデバイス、回転可能バルーン（複数可）芯出しデバイスなどを含むことができる。
流体ポート５８７２ｃは、バルーン芯出しデバイス５８７２を通して複数の管腔を形成する。流体ポート５８７２ｃの半径方向位置は、解剖学的構造のための冷却を提供するために半径方向に外側に位置決めすることができる。複数の実施形態では、流体ポート５８７２ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル５８３０の放射部分に対して冷却を提供するために、半径方向に内側に位置決めすることができる。
図５８Ｂは、完全に膨張し、腎動脈ＲＡ内に位置決めされたのが示される、図５８Ａのバルーン芯出しデバイスの斜視図である。窓５８９９は、バルーン芯出しデバイス５８７２の縦方向長さに沿ってほぼ円周全体の周りに延在する。腎動脈ＲＡなどの身体管腔内に留置されると、窓５８９９を通して印加されるエネルギーは、窓５８９９の形状に一致する加熱パターンをもたらす。
完全に膨張すると、スパイラル窓５８９９は、約２〜３ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射することができる。他の身体管腔では、スパイラル窓５８９９は、約３〜５ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射することができる。さらに他の身体管腔では、スパイラル窓５８９９は、約５〜７ｃｍの縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射することができる。さらに他の身体管腔では、スパイラル窓５８９９は、７ｃｍを超える縦方向スパンに沿って３６０°にわたってエネルギーを放射することができる。
図５８Ｃは、図５８Ａ〜５８Ｂに示すデバイスによる除神経エネルギーの印加後の腎動脈ＲＡを示す。窓５８９９を通して腎動脈ＲＡに印加された除神経エネルギーは、対応する除神経ゾーン５８７４を生成する。３６０°加熱パターンが、腎動脈の一部分にわたって印加されて、血管壁損傷に起因する病的状態をもたらすことなく、腎臓を除神経する。利用することができる他の処置角度は、９０°加熱パターン、１８０°加熱パターン、２７０°加熱パターン、および４５０°加熱パターンを含む。
本明細書で述べる実施形態を使用するための方法は、大腿動脈にアクセスするステップと、腎動脈アクセス用の長いシースを、大腿動脈、腹部大動脈、および腎動脈内に留置するステップと、本開示の一実施形態による可撓性マイクロ波カテーテル３０を、長いシース内にまた腎動脈の一部分内に留置するステップと、可撓性同軸ケーブルを介して解剖学的放射構造にマイクロ波エネルギーを送出するステップと、腎動脈の重要な構造を冷却によって（たとえば、血液の循環によって）保存しながら、十分な量のエネルギーが、被標的神経構造を損傷するために送出されるまで、エネルギー送出を継続するステップと、マイクロ波カテーテルを取除くステップと、長いシースを取除くステップと、大腿動脈へのアクセスを閉鎖するステップとを含む。その方法の別のステップは、遠位に位置決めされた温度センサによって、危険な温度上昇があるか、流体温度を監視するステップを含むことができる。
本明細書で述べる実施形態を使用するための方法は、血管内アプローチによって、本明細書で述べる１つまたは複数の実施形態を含む可撓性マイクロ波カテーテルを腎動脈内に留置するステップと、伸縮自在シースを利用するステップであって、それにより、放射部（たとえば、給電ギャップ）の周りに（本明細書で述べる実施形態による）電気伝導性メッシュを展開する、利用するステップとを含み、伝導性メッシュは、組織を通してマイクロ波信号を共振させる解剖学的導波管を生成することによって、腎臓神経（たとえば、腎動脈を囲む交感神経）に対するマイクロ波エネルギー送出を高める。その方法の別のステップは、材料がないことを特徴とする窓を有する場所を電気伝導性メッシュ内に設けることを含み、それにより、窓に関連する焼灼領域を生成する。その方法の別のステップは、エネルギー送出を増大し、アクセス経路を囲む組織のケーブル加熱を低減するために、流体冷却用構造を設けることを含むことができる。別のステップは、カテーテルハブであって、可撓性同軸構造がカテーテルハブを通して縦に摺動することを可能にする、カテーテルハブを設けることを含むことができる。
本開示の述べられる実施形態は、制限的ではなく例証的であることを意図され、また、本開示の全ての実施形態を示すことを意図されない。本明細書で述べる開示の趣旨または範囲から逸脱することなく、および／または、文言上および均等論の両方において法的に認識される添付特許請求の範囲内で、先に開示した実施形態のさらなる変形ならびに他の特徴および機能、または、それらの代替物が、作られることができ、または、望ましくは組合されて多くの他の異なるシステムまたは適用形態にされることができる。

Claims (5)

  1. 可撓性同軸ケーブル、流体冷却用システム、およびカテーテルの外側シースを結合するためのカプラであって、
    流体カプラ本体を備え、前記流体カプラ本体は、
    流体入口であって、前記流体カプラ本体内に形成され、冷却用流体源に動作可能に結合しかつ前記冷却用流体源から流体を受取るように構成される、流体入口と、
    流体出口であって、前記流体カプラ本体内に形成され、流体放出部に動作可能に結合するように構成される、流体出口と、
    同軸ケーブルに摺動可能に結合するためのアパーチャを形成するバイパスバルブと、
    カテーテルとの液密シールを形成しながら、前記カテーテルの外側シースと結合するためのアパーチャを形成する外側シースカプラと、
    前記流体カプラ本体内に収容される流体シール用システムとを含み、前記流体シール用システムは、
    流入管腔の外側表面の周りの液密シールおよび前記流体カプラ本体の内側表面との液密シールを形成するように構成された遠位シール用隔壁であって、前記流体出口と流体連通状態にある流出プレナムを画定し、前記流出プレナムは、前記流体カプラ本体の遠位内側表面と前記流入管腔の前記外側表面と前記遠位シール用隔壁の遠位側と前記外側シースカプラとの間に形成される、遠位シール用隔壁と、
    前記同軸ケーブルの外側表面の周りの液密シールおよび前記流体カプラ本体の内側表面との液密シールを形成するように構成された近位シール用隔壁であって、それにより、前記流体入口と流体連通状態にある流入プレナムを形成し、前記流入プレナムは、前記流体カプラ本体の近位内側表面と前記遠位シール用隔壁の近位側と近位シール用隔壁の近位側との間に形成される、近位シール用隔壁とを含むカプラ。
  2. 前記カテーテルは、前記内側管腔の周りに同軸的に形成され、
    前記内側管腔は、前記同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、
    前記流入プレナムは、前記同軸ケーブルの前記外側表面と前記流入管腔の前記内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある請求項１に記載のカプラ。
  3. 前記カテーテルは、前記内側管腔の周りに同軸的に形成され、
    前記内側管腔は、前記同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、
    前記流出プレナムは、前記流入管腔の前記外側表面と前記外側シースの前記内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある請求項１に記載のカプラ。
  4. 前記カテーテルは、前記内側管腔の周りに同軸的に形成され、
    前記内側管腔は、前記同軸ケーブルの周りに同軸的に形成され、
    前記流入プレナムは、前記同軸ケーブルの前記外側表面と前記流入管腔の前記内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にあり、
    前記流出プレナムは、前記流入管腔の前記外側表面と前記外側シースの前記内側表面との間に形成された流体通路と流体連通状態にある請求項１に記載のカプラ。
  5. 前記流体カプラ本体は、前記同軸ケーブルに摺動可能に係合する請求項１に記載のカプラ。
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