JP6080181B2 - 天然または人工管腔のための可撓性マイクロ波カテーテル - Google Patents

天然または人工管腔のための可撓性マイクロ波カテーテル Download PDF

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Description

本開示は、一般に、天然または人工管腔のための可撓性マイクロ波カテーテル、ならびに関連する組立て方法および使用方法に関する。
エネルギーに基づく組織処置は、当該技術分野で公知である。様々なタイプのエネルギー（例えば、電気、超音波、マイクロ波、低温、熱、レーザなど）が、組織に適用されて、所望の結果を実現する。マイクロ波エネルギーを体内の天然管腔内、体内の天然もしくは人工管腔を通りアクセス可能な場所、および／または身体構造、例えば内臓もしくは身体構造に効果的に送達させるマイクロ波カテーテルが開示されている。
そのような天然管腔の１つの集合としては、胃腸系に関係する管腔（例えば、口、咽頭、食道、胃、膵臓、小腸および大腸、胆管、直腸、および肛門）が挙げられる。天然管腔の別のそのような集合としては、聴覚系（例えば、耳道および耳管）が挙げられる。天然管腔の更に別のそのような集合としては、呼吸器系に関係する管腔（例えば、鼻前庭、鼻腔、副鼻腔、気管、ならびに主および肺葉気管支）が挙げられる。天然管腔の別のそのような集合としては、泌尿器系に関係する管腔（例えば、尿道、膀胱、尿管、前立腺、および腎臓）が挙げられる。天然管腔の別のそのような集合としては、女性生殖器系に関係する管腔（例えば、膣、子宮頸部、子宮、卵管、および卵巣）が挙げられる。天然管腔の別のそのような集合としては、男性生殖器系に関係する管腔（例えば、尿道、射精管、輸精管、および精巣）が挙げられる。他の天然管腔が、血管系に関係する管腔（大動脈、動脈、静脈、心臓の部屋）にアクセスするために、他の手段、例えば一般的な血管内手順を介したアクセスを必要とする場合がある。加えて、血管系に関連する管腔は、全ての内臓／身体構造への経路および／またはアクセス（例えば、心臓、肺、腎臓、肝臓、胃、腸、結腸、脾臓、胆嚢および虫垂へのアクセス）を提供することができる。
腎臓交感神経活性は、血圧の上昇を開始し、持続させると考えられている。慢性的な血圧上昇、または高血圧は、心臓疾患および死亡の大きな原因であり、世界中で数１００万人を苦しめている。一般に慢性血圧が収縮期に１４０ｍｍＨｇを超え、拡張期に９０ｍｍＨｇを超える人は、高血圧に罹患していると分類される。腎除神経が血圧を低下させることが、見出された。腎神経は、腎動脈を包囲しており、腎動脈は、大腿動脈から即座にアクセス可能である。腎神経を標的とすることが、降圧を超える更に有利な結果を提供し、メタボリックシンドローム、心不全、睡眠時無呼吸症候群、腎不全および糖尿病性腎症などの手順のために主要な動機づけとなり得る。
本開示の態様において、可撓性マイクロ波カテーテルが、提供される。開示の可撓性マイクロ波カテーテルは、内部導体と、内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電絶縁体と、内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体と、を有する可撓性同軸ケーブルを含む。開示の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分を画定する少なくとも１つの給電点を含む。折畳み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分の周りに配設されたメッシュ構造が提供され、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方へ拡張しており、それによりメッシュ構造の半径方向中心に少なくとも１つの給電点を配置させる。一部態様において、可撓性マイクロ波カテーテルのメッシュ構造は、軸方向のマイクロ波放射部分から除神経エネルギーの伝搬を低減する導電性材料を含む。
一部態様において、メッシュ構造は、その内表面上に配設された導電性パターンを有する弾性バルーンを含む。一部態様において、拡張構成における弾性バルーンは、メッシュ構造の半径方向中心に少なくとも１つの給電点を配置させる。一部態様において、導電性パターンは、弾性バルーンの内表面上の窓を画定し、その窓は、導電性パターンを有さないことを特徴とする。一部態様において、メッシュ構造および少なくとも１つの給電点は、円周方向に均衡のとれた共鳴構造を形成する。一部態様において、メッシュ構造は、先端導電性エンドキャップメッシュと、基端導電性エンドキャップメッシュと、先端エンドキャップメッシュと基端エンド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、を更に含み、先端エンドキャップメッシュおよび基端エンドキャップメッシュは、軸方向のマイクロ波放射部分からマイクロ波エネルギーの伝搬を低減する。一部態様において、管状メッシュ本体は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射する窓を画定する。
本開示の別の態様において、内部導体と、内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電体と、内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体と、を有する可撓性同軸ケーブルを有する可撓性マイクロ波カテーテルが、提供される。少なくとも１つの給電間隙が、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部分を画定する。センタリング構造が、可撓性同軸ケーブルのマイクロ波放射部分に隣接して配設され、それは折畳み構成および拡張構成を有し、センタリング構造は、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外方へ延在しており、それによりセンタリング構造の半径方向中心に少なくとも１つの給電点を配置させる。
一部態様において、可撓性マイクロ波カテーテルのセンタリング構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの外側のシースのコンファイド（ｃｏｎｆｉｄｅｓ）から先端に進めると管状形状に拡張するステント様拡張可能な要素を含む。一部態様において、ステント様拡張可能な要素は、長手方向の範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射させる複数の窓を画定する。一部態様において、センタリング構造は、複数のセンタリングデバイスと、少なくとも１つの給電間隙の各先端に配設されている複数のセンタリングデバイスの少なくとも１つと、少なくとも１つの給電間隙の各基端に配設されている複数のセンタリングデバイスの少なくとも１つと、を含む。一部態様において、複数のセンタリングデバイスは、少なくとも１つの給電間隙のそれぞれから軸方向へのマイクロ波エネルギーの伝搬を低減する。一部態様において、少なくとも１つの給電間隙は、第一の給電間隙および第二の給電間隙を含み、センタリング構造は、第一の給電間隙に動作可能に結合した第一のセンタリングデバイスと、第二の給電間隙に動作可能に結合した第二のセンタリングデバイスと、を更に含み、拡張構成において、第一の給電間隙は、第一のセンタリングデバイスの半径方向中心にあり、第二の給電間隙は、第二のセンタリングデバイスの半径方向中心にある。一部態様において、第一のセンタリングデバイスおよび第二のセンタリングデバイスは、それぞれマイクロ波エネルギーを放射する窓を画定する。
一部態様において、センタリング構造は、膨張可能なバルーンハウジングと、膨張可能なバルーンハウジング上に形成された複数の突出部と、を含み、拡張構成において、溝が、複数の突出部の隣接する突出部間に形成されている。一部態様において、センタリング構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの円周の周りに等しい間隔で複数のフィンを含み、折畳み構成において複数のフィンが、可撓性マイクロ波カテーテルの外部シース内に抑制されており、拡張構成において複数のフィンは、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外方へ延在している。一部態様において、複数のフィンは、流体流動ルーメンを流れる流体により発生された流体／水力学的力を介して流体流動ルーメン内に可撓性マイクロ波カテーテルをセルフセンタリングするような寸法である。
一部態様において、センタリング構造は、センタリングバスケットを含む。センタリングバスケットは、可撓性マイクロ波カテーテルを係合するための第一のレシーバーと、可撓性マイクロ波カテーテルを係合するための第二のレシーバーと、第一のレシーバーと第二のレシーバー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、外方に湾曲し、第一のレシーバーと第二のレシーバーとの間に弓形の通路を形成している。折畳み構成において複数のバンドは、半径方向に内方へ圧縮されており、それによりセンタリングバスケットを延長させている。拡張構成において複数のバンドは、圧縮されずに半径方向に外方へ延在している。一部態様において、第一のレシーバーは、可撓性マイクロ波カテーテルを堅固に係合しており、第二のレシーバーは、可撓性マイクロ波カテーテルを滑動可能に係合している。
一部態様において、センタリング構造は、少なくとも２つのセンタリングバスケットを含む。少なくとも２つのセンタリングバスケットのそれぞれは、可撓性マイクロ波カテーテルを係合するための第一のレシーバーと、可撓性マイクロ波カテーテルを係合するための第二のレシーバーと、第一のレシーバーと第二のレシーバー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、外方に湾曲し、第一のレシーバーと第二のレシーバーとの間に弓形の通路を形成している。折畳み構成において、複数のバンドは、半径方向に内方へ圧縮されており、それによりセンタリングバスケットを延長させており、拡張構成において、複数のバンドは、圧縮されずに半径方向に外方へ延在している。一部態様において、第一のレシーバーは、可撓性マイクロ波カテーテルを堅固に係合しており、第二のレシーバーは、可撓性マイクロ波カテーテルを滑動可能に係合している。一部態様において、少なくとも１つの給電間隙の１つは、少なくとも２つのセンタリングバスケットの一番目と二番目との間に置かれている。
一部態様において、センタリング構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの円周の周りに等しいな間隔で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結合されており、折畳み構成において複数のパドルは、隣接しており可撓性マイクロ波カテーテルに平行であり、拡張構成において複数のパドルは、可撓性マイクロ波カテーテルに垂直に延在し、そこから半径方向に外方へ延在している。
一部態様において、センタリング構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの外表面に連結されており、螺旋様の方式で可撓性マイクロ波カテーテルの外表面の周りに延在する、複数の螺旋状リブを含み、折畳み構成では複数の螺旋状リブは、可撓性ケーブルと可撓性マイクロ波カテーテルの外部シースの内表面との間に圧縮されており、拡張構成では複数の螺旋状リブは、可撓性同軸ケーブルから半径方向に延在している。
本開示の更に別の態様において、同軸可撓性ケーブルに連結するカップラーと、流体冷却システムと、カテーテルの外部シースと、が提供される。カップラーは、流体カップラー本体内に形成されており、冷却流体の供給源に動作可能に結合してそれから流体を受け取るように構成された流体入口と、流体カップラー本体内に形成されており、流体排出部に動作可能に連結するように構成された流体出口と、同軸ケーブルと滑動可能に連結するための開口を形成するバイパスバルブと、液密性シールを形成しながらカテーテルの外部シースと連結するための開口を形成する外部シースカップラーと、を有する流体カップラー本体を含む。該カップラーは、流入ルーメンの外表面の周りの液密性シールと流体カップラー本体の内表面との液密性シールを形成して、流体出口と流体連通する流出プレナムを画定するように構成された、先端密閉ダイヤフラムを有する流体カップラー本体内に収容された流体密閉システムを含み、流出プレナムは、流体カップラー本体の先端内表面と、流入ルーメンの外表面と、先端密閉ダイヤフラムの先端側と、外部シースカップラーと、の間に形成されている。該カップラーは、同軸ケーブルの外表面の周りの液密性シールと、流体カップラー本体の内表面との液密性シールとを形成し、それにより流体入口と流体連通する流入プレナムを形成するように構成された、基端密閉ダイヤフラムを含み、流出プレナムは、流体カップラー本体の基端内表面と、先端密閉ダイヤフラムの基端側と、基端密閉ダイヤフラムの基端側と、の間に形成されている。
一部態様において、カテーテルは、内部ルーメンの周りに同軸上に形成されており、内部ルーメンは、同軸ケーブルの周りに同軸上に形成されており、流入プレナムは、同軸ケーブルの外表面と流入ルーメンの内表面との間に形成された流体通路と流体連通している。一部態様において、カテーテルは、内部ルーメンの周りに同軸上に形成されており、内部ルーメンは、同軸ケーブルの周りに同軸上に形成されており、流出プレナムは、流入ルーメンの外表面と外部シースの内表面との間に形成された流体通路と流動連通している。
一部態様において、カテーテルは、内部ルーメンの周りに同軸上に形成されており、内部ルーメンは、同軸ケーブルの周りに同軸上に形成されており、流入プレナムは、同軸ケーブルの外表面と流入ルーメンの内表面との間に形成された流体通路と流体連通しており、流出プレナムは、流入ルーメンの外表面と外部シースの内表面との間に形成された流体通路と流動連通している。一部態様において、流体カップラー本体は、同軸ケーブルを滑動可能に係合している。
本開示の更に別の態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスが、提供される。マイクロ波エネルギー送達デバイスは、内部導体と、内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電絶縁体と、内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体と、を有する同軸給電路を含む。マイクロ波エネルギー送達デバイスは、同軸給電路の先端に動作可能に連結された放射部分を含む。放射部分は、同軸給電路の内部導体の先端に動作可能に連結されておりそこから伸長する放射部分の内部導体と、放射部分の内部導体の周りを螺旋状に包囲し、同軸給電路の外部導体に動作可能に連結された遮蔽外部導体と、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間に配置された遮蔽誘電体と、を含む。遮蔽外部導体の幅は、同軸給電路の内部導体に沿った長手方向位置に応じて変動する。キャップが、放射部分の内部導体および遮蔽外部導体の先端に動作可能に連結し、それらを電気的に結合させる。
一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、先端に配設された温度センサーを含む。一部態様において、放射部分により発生した放射パターンは、遮蔽外部導体の可変性の幅、または遮蔽外部導体の可変性の螺旋角度のうちの少なくとも一方に関係する。
一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、遮蔽外部導体の隣接するラップ間に形成された空隙により画定される給電間隙を含む。一部態様において、断面に沿った給電間隙の円周と遮蔽外部導体の円周との比により定義される給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで非直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、放射部分の基端における０％から放射部分の先端における約５０％まで変動する。一部態様において、給電間隙比は、放射部分の基端における０％から放射部分の先端における約１００％まで変動する。
一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、放射部分の長手方向の長さに沿って延在する螺旋形の電磁場を発生する。一部態様において、螺旋形の電磁場は、遮蔽外部導体の個々のラップ間に形成された空隙に関係する。一部態様において、遮蔽外部導体は、少なくとも２つの螺旋回転を含む。一部態様において、キャップは、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間を電気的に結合させる。
本開示の更に別の態様において、内部導体と、内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電絶縁体と、内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体と、を有する同軸給電路を含むマイクロ波エネルギー送達デバイスが、提供される。マイクロ波エネルギー送達デバイスは、同軸給電路の内部導体の先端に動作可能に連結され、そこから伸長する放射部分の内部導体と、放射部分の内部導体の周りを螺旋状に包囲し、同軸給電路の外部導体に動作可能に連結された遮蔽外部導体と、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間に配置された遮蔽誘電体と、を含む、同軸給電路の先端に動作可能に連結された放射部分を含む。遮蔽外部導体の螺旋角度は、同軸給電路の内部導体に沿って、その長手方向位置により変動する。キャップが、放射部分の内部導体および遮蔽外部導体のうちの少なくとも一方の先端に動作可能に連結している。
一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、遮蔽外部導体の隣接するラップ間に形成された空隙により画定された給電間隙を含む。一部態様において、断面に沿った給電間隙の円周と遮蔽外部導体の円周の比により定義される給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで非直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、放射部分の基端における０％から放射部分の先端における約５０％まで変動する。一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、放射部分の長手方向の長さに沿って延在する螺旋形の電磁場を発生する。一部態様において、螺旋形の電磁場は、遮蔽外部導体の個々のラップ間に形成された空隙に関係する。一部態様において、キャップが、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間を電気的に結合させる。
本開示の更に別の態様において、内部導体と、内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電絶縁体と、内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体と、を有する同軸給電路を含むマイクロ波エネルギー送達デバイスが、提供される。開示のマイクロ波エネルギー送達デバイスは、同軸給電路の先端に動作可能に連結された放射部分を含む。放射部分は、同軸給電路の内部導体の先端に動作可能に連結され、そこから伸長する放射部分の内部導体と、放射部分の内部導体の周りを螺旋状に包囲し、同軸給電路の外部導体に動作可能に連結された遮蔽外部導体と、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間に配置された遮蔽誘電体と、を含む。遮蔽外部導体の螺旋角度のピッチは、同軸給電路の内部導体に沿って、その長手方向位置により変動する。キャップが、放射部分の内部導体および遮蔽外部導体のうちの少なくとも一方の先端に動作可能に連結している。
一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、遮蔽外部導体の隣接するラップ間に形成された空隙により画定された給電間隙を含む。一部態様において、断面に沿った給電間隙の円周と遮蔽外部導体の円周の比により定義される給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、遮蔽外部導体の基端から遮蔽外部導体の先端まで非直線的に変化する。一部態様において、給電間隙比は、放射部分の基端における０％から放射部分の先端における約５０％まで変動する。一部態様において、マイクロ波エネルギー送達デバイスは、放射部分の長手方向の長さに沿って延在する螺旋形の電磁場を発生する。一部態様において、螺旋形の電磁場は、遮蔽外部導体の個々のラップ間に形成された空隙に関係する。一部態様において、キャップは、放射部分の内部導体と遮蔽外部導体との間を電気的に結合させる。
本開示の更に別の態様において、体腔内に共鳴構造を形成する方法が、提供される。該方法は、可撓性マイクロ波カテーテルを患者の体腔により前進させることを含み、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先端に放射部分を含み、放射部分が、マイクロ波周波数のマイクロ波エネルギー信号を受信するように構成されており、少なくとも１つのセンタリングデバイスが、放射部分に隣接し、可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外方へ展開するように構成されている。放射部分は、標的組織に隣接して配置される。少なくとも１つのセンタリングデバイスは、体腔内で可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外方へ展開されて、体腔の半径方向中心で放射部分を配置させる。円周方向に均衡のとれた共鳴構造が、放射部分を介して体腔内に形成され、マイクロ波周波数でのマイクロなエネルギー信号が、放射部分から送達されて、マイクロ波周波数で体腔を共鳴させる。
一部態様において、円周方向に均衡のとれた共鳴構造は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射する。一部態様において、体腔は、腎動脈である。一部態様において、標的組織は、腎神経であり、円周方向に均衡のとれた共鳴構造は、標的組織を除神経する電磁場を発生する。
一部態様において、該方法は、体腔による連続流体流動を提供するステップ、および体腔の少なくとも一部を冷却するステップを含む。一部態様において、該方法は、体腔の重大な構造を防御しながら、十分量のエネルギーを送達して標的組織を効果的に損傷させるまで、マイクロ波エネルギー信号の送達を継続するステップを更に含む。
一部態様において、該方法は、連続流体流動の温度をモニタリングするステップ、およびモニタリングされた温度が閾値温度を超えていればマイクロ波エネルギーの送達を停止するステップ、を更に含む。
一部態様において、体腔は、胃腸管腔、耳管腔、呼吸器系管腔、泌尿器系管腔、女性生殖器系管腔、男性生殖器系管腔、血管系管腔、および内臓のうちの少なくとも１つから選択される。
一部態様において、該方法は、体腔を拡張してマイクロ波周波数に関係する構造を形成することを更に含む。
一部態様において、該方法は、マイクロ波周波数を選択して、体腔の解剖学的構造に基づき体腔を共鳴させることを更に含む。
一部態様において、該方法は、体腔内の温度をモニタリングすることと、その温度が閾値温度を超えていればマイクロ波エネルギー信号の送達を停止することと、を更に含む。
一部態様において、放射部分は、可撓性マイクロ波カテーテル内の開回路を形成する給電間隙を含む。一部態様において、放射部分は、第一の給電間隙および第二の給電間隙を含み、第一および第二の給電間隙は、それぞれ可撓性マイクロ波カテーテル内に開回路を形成する。
本開示の更に別の態様において、体腔内に共鳴構造を形成させる方法が、提示される。提示された方法は、可撓性マイクロ波カテーテルを患者の体腔により前進させることを含む。可撓性マイクロ波カテーテルは、マイクロ波周波数のマイクロ波エネルギー信号を受信するように構成された可撓性マイクロ波カテーテルの先端の放射部分と、放射部分に隣接する電気伝導性メッシュと、放射部分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後退可能なシースと、を含む。該方法は、標的組織に隣接する放射部分を配置させることと、後退可能なシースを後退させることと、電気伝導性メッシュを体腔内で可撓性マイクロ波カテーテルから半径方向に外方へ展開させ、それにより体腔の半径方向中心で放射部分をセンタリングすることと、放射部分を介して体腔内に円周方向にバランスのとれた共鳴構造を形成させることと、マイクロ波周波数のマイクロ波エネルギー信号を送達して体腔をマイクロ波周波数で共鳴させることと、を含む。
一部態様において、該方法は、電気的結合性メッシュ内に、材料を有さないことを特徴とする窓を形成させることと、窓に関係して体腔の領域を加熱することと、を含む。一部態様において、体腔は、腎動脈であり、標的組織は、腎神経であり、窓に関係して体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。
一部態様において、該方法は、腎動脈の少なくとも一部を冷却するステップを含む。
一部態様において、該方法は、流体冷却構造を提供してエネルギー送達を促進し、可撓性マイクロ波カテーテルの少なくとも一部の加熱を低減するステップを含む。体腔は、胃腸管腔、耳管腔、呼吸器系管腔、泌尿器系管腔、女性生殖器系管腔、男性生殖器系管腔、血管系管腔、および内臓のうちの少なくとも１つから選択されてもよい。一部態様において、円周方向に均衡のとれた共鳴構造は、約２ｃｍ〜約３ｃｍの長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射する。
本開示の更に別の態様において、マイクロ波アブレーション導波路を実行する方法が、提供される。該方法は、流体を運搬するように適合されており生きた生体組織から形成された管腔を選択するステップ、管腔内に長尺状内部導体を長手方向に導入するステップ、該当する解剖学的形状に隣接した管腔内の位置に長尺状内部導体の先端を配置させるステップ、管腔の長手方向軸に沿って長尺状内部導体の少なくとも一部をセンタリングするステップ、マイクロ波アブレーションエネルギーにより長尺状内部導体を励磁するステップ、および管腔で長尺状内部導体を電気的に遮断して、該当する解剖学的形状の付近のマイクロ波アブレーションエネルギーの伝搬を低減するステップ、を含む。一部態様において、管腔は、運搬される流体の誘電性により選択される。
一部態様において、センタリングステップは、運搬された流体の流動を容易にするセンタリング部材を提供することを含む。一部態様において、該方法は、運搬された流体の誘電性を変化させるステップを更に含む。一部態様において、該方法は、流体補正物質（ｆｌｕｉｄ ｍｅｎｄｍｅｎｔ）を運搬された流体中に導入するステップを更に含む。一部態様において、流体補正物質は、感知された電気的パラメータに応答して運搬された流体に導入される。感知された電気的パラメータは、ＶＳＷＲ、出力係数、インピーダンス、静電容量、インダクタンス、および抵抗からなる群より選択されてもよい。一部態様において、流体補正物質は、感知された生物学的パラメータに応答して運搬された流体に導入される。感知された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、血中酸素度、および神経応答からなる群より選択されてもよい。一部態様において、流体補正物質は、持続的速度で運搬された流体に導入されてもよい。一部態様において、流体補正物質は、可変性の速度で運搬された流体に導入されてもよい。流体補正物質は、感知された電気的パラメータおよび／または感知された生物学的パラメータに応答して選択された速度で運搬された流体に導入されてもよい。
本開示の更に別の態様において、放射パターンを有するマイクロ波アブレーション機器を用いる方法が、提供される。該方法は、流体を運搬するように適合されており生きた生体組織から形成された管腔を選択することと、管腔内にマイクロ波アブレーションパターンを導入することと、該当する解剖学的形状に隣接する位置にマイクロ波アブレーション機器の放射パターンを配置させることと、マイクロ波アブレーションエネルギーによりマイクロ波アブレーション機器を励磁することと、管腔でマイクロ波アブレーション機器を電気的に遮断して、該当する解剖学的形状の付近で管腔に沿ってマイクロ波アブレーションエネルギーの伝搬を低減することと、を含む。
該方法の一部態様において、管腔は、運搬される流体の誘電性に従って選択される。一部態様において、該方法は、運搬される流体の誘電性を変化させることを含む。一部態様において、該方法は、流体補正物質を運搬される流体中に導入することを含む。一部態様において、流体補正物質は、感知された電気的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された電気的パラメータは、ＶＳＷＲ、出力係数、インピーダンス、静電容量、インダクタンスおよび抵抗からなる群より選択される。一部態様において、流体補正物質は、感知された生物学的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された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、血中酸素度、および神経応答からなる群より選択される。
本開示の更に別の態様において、マイクロ波アブレーション導波路を実行する方法が、提供される。該方法は、流体を運搬するように適合されており生きた生体組織から形成された管腔を選択するステップ、管腔内に長尺状内部導体を長手方向に導入するステップ、管腔内に長尺状内部導体の少なくとも一部を配置させることで、長尺状内部導体の長手方向軸を、管腔の長手方向軸と実質的に平行に、長手方向軸から所望の距離の、該当する解剖学的形状の付近に配置させるステップ、長尺状内部導体に沿ってマイクロ波を伝送させることで管腔が内部導体を遮断して所定の量のマイクロ波エネルギーを該当する解剖学的形状を通して伝搬させるステップ、を含む。該方法の一部態様において、管腔は、運搬される流体の誘電性により選択される。一部態様において、該方法は、運搬される流体の誘電性を変化させることを含む。一部態様において、該方法は、流体補正物質を運搬される流体中に導入することを含む。一部態様において、流体補正物質は、感知された電気的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された電気的パラメータは、ＶＳＷＲ、出力係数、インピーダンス、静電容量、インダクタンスおよび抵抗からなる群より選択される。一部態様において、流体補正物質は、感知された生物学的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された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、血中酸素度、および神経応答からなる群より選択される。
本開示の更に別の態様において、マイクロ波アブレーション機器を使用する方法が、提供される。該方法は、流体を運搬するように適合されており生存する生物学的組織から形成された管腔を選択することと、所定の放射パターンを生成し得る構造の外部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と、該当する解剖学的形状の付近の位置にマイクロ波アンテナを配置させることと、マイクロ波アンテナをマイクロ波エネルギーで励磁することで、マイクロ波エネルギーが所定の放射パターンでマイクロ波アンテナから発出し、管腔が伝搬させるマイクロ波エネルギーの量を制御することと、を含む。該方法の一部態様において、管腔は、運搬される流体の誘電性に従って選択される。一部態様において、該方法は、運搬される流体の誘電性を変化させることを含む。一部態様において、該方法は、流体補正物質を運搬される流体中に導入することを含む。一部態様において、流体補正物質は、感知された電気的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された電気的パラメータは、ＶＳＷＲ、出力係数、インピーダンス、静電容量、インダクタンスおよび抵抗からなる群より選択される。一部態様において、流体補正物質は、感知された生物学的パラメータに応答して運搬される流体に導入される。一部態様において、感知された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、血中酸素度、および神経応答からなる群より選択される。
本明細書に組み入れられ、本明細書の一部を構成する添付の図面は、本開示の様々な例示的実施形態を示す。上記の一般的記載および以下に示す実施形態の詳細な説明と共に、添付の図面は、本明細書に開示されるシステム、装置および方法の原理を説明するためのものである。
本開示の一部の実施形態に係る、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。 本開示の一部の実施形態に係る、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達システムのシステム図である。 本開示の一部の実施形態に係る、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。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性同軸ケーブルの実施形態の横断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、天然体腔内のマイクロ波導波路構造の実施形態の横断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、マイクロ波導波路構造の実施形態の長手方向断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、カテーテルハブのブロック図である。 本開示の一部の実施形態に係る、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の外部シース内に収容された放射部分の少なくとも一部を含む、可撓性マイクロ波カテーテルを有する本開示の一部の実施形態に係るマイクロ波エネルギー送達システムの実施形態のシステム図である。 図８Ａ〜８Ｃは本開示の一部の実施形態に係る、カテーテルハブカップラーの長手方向断面図の実施形態を示す。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルのガイドワイヤーシステムの実施形態の側面図である。 図９Ａのガイドワイヤーシステムの長手方向断面図である。 図９Ａのガイドワイヤーシステムの長手方向断面図である。 図１０Ａ〜１０Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、腎動脈内でセンタリングされた可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態の、それぞれ長手方向および横方向の断面図である。 図１１Ａ〜１１Ｒは腎動脈内の中心を外れた位置の可撓性マイクロ波カテーテルの、それぞれ長手方向および横方向の断面図である。 図１２Ａ〜１２Ｂは腎動脈内の中心を外れた位置の可撓性マイクロ波カテーテルの、それぞれ長手方向および横方向の断面図である。 腎動脈の内部および外部で測定された温度と、実験手順の間に測定された電力との関係を示す。 図１４Ａ〜１４Ｆは本開示の実施形態の幾つかを組み立てるための製造工程のステップを示す。 循環する流体を流入流体通路から流出流体通路に戻すための、本開示に係る放射部分キャップの実施形態の長手方向断面図である。 図１５Ａのキャップの部分断面図を含む斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分に結合したステント様拡張可能要素の実施形態の長手方向断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分に結合したステント様拡張可能要素の実施形態の長手方向断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分に結合したステント様拡張可能要素の実施形態の側面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、除神経エネルギーを組織に選択的に送達するための複数の窓を画定する導電性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１７Ａの導電性メッシュ構造から選択的に送達された除神経エネルギーを受けた後の腎動脈の一部の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、除神経エネルギーを組織に選択的に送達するための窓を画定する導電性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 図１８Ａの導電性メッシュ構造を用いる、本開示の一部の実施形態に係る外科的手順のステップを示す斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、除神経エネルギーを組織に選択的に送達するための複数の窓を画定する導電性メッシュ構造の実施形態の斜視図である。 図１９Ａの導電性メッシュ構造から選択的に送達された除神経エネルギーを受けた後の腎動脈の一部の斜視図である。 それぞれが除神経エネルギーを組織に選択的に送達するための複数の窓を画定する、複数の導電性メッシュ構造を有する、本開示の一部の実施形態に係る放射部分の実施形態の側面図である。 複数の放射部分を画定する複数の導電性メッシュ構造を有する、本開示の一部の実施形態に係る放射部分の実施形態の側面図である。 先端メッシュバスケット構造および基端メッシュ構造を有する、本開示の一部の実施形態に係る放射部分の実施形態の側面図である。 テザーを介してキャップに動作可能に連結された、基端メッシュバスケット構造および先端メッシュ構造を有する、本開示の一部の実施形態に係る放射部分の実施形態の側面図である。 本開示の一部の実施形態に係る階段状の径を有する階段状の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。 本開示の一部の実施形態に係る、膨張可能なセンタリング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分の側面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、膨張可能なバルーン内に先端放射部分を有するマイクロ波エネルギー送達システムの実施形態の長手方向断面図である。 図２５Ａのマイクロ波エネルギー送達システムの先端放射部分の実施形態の横断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、体腔内の放射部分をセンタリングするための複数の突出部を有する拡張性バルーンの実施形態の斜視図である。 図２６Ａの拡張性バルーンの横断面図である。 図２６Ａの拡張性バルーンのハウジングの斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの外部シース内に収容されたセンタリングデバイスの、それぞれ長手方向および横断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの外部シース内に収容されたセンタリングデバイスの、それぞれ長手方向および横断面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの外部シースから展開されたセンタリングデバイスの実施形態の長手方向断面図である。 展開位置にある図２７Ａ〜２７Ｃのセンタリングデバイスの斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、４プロングセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの先端部分の放射部分をセンタリングするように適合されたセンタリングバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分の付近で可撓性マイクロ波カテーテルの放射部分をセンタリングするように適合されたセンタリングバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分をセンタリングするように適合されたセンタリングバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの先端部分に動作可能に連結された基端センタリングバスケットおよび先端センタリングバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、可撓性マイクロ波カテーテルの先端部分に動作可能に連結された基端センタリングバスケットおよび先端センタリングバスケットの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分でセンタリングされたデュアルバンドセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、放射部分をセンタリングするための複数のペタルを含むクローバー形センタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 本開示の一部の実施形態に係る、クローバー形センタリングデバイスおよびセンタリングバスケットを含む可撓性マイクロ波カテーテルの先端の実施形態の斜視図である。 図３６Ａおよび３６Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、展開可能なパドルセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 図３７Ａおよび３７Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、展開可能なデュアルパドルセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 図３８Ａおよび３８Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、展開可能なパドルセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 図３９Ａおよび３９Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、展開可能なデュアルパドルセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 図４０Ａおよび４０Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、複数のタインを有する展開可能なセンタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 図４１Ａおよび４１Ｂは本開示の一部の実施形態に係る、螺旋状センタリングデバイスの実施形態の斜視図である。 完全に後退された位置にある、除去された外部シースの部分および構成可能な部分を有するマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の先端部分の側面図である。 一部展開された位置にある、除去された外部シースの部分および構成可能な部分を有するマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の先端部分の側面図である。 完全に展開された位置にある、除去された外部シースの部分および構成可能な部分を有するマイクロ波エネルギー放射デバイスの図７の実施形態の先端部分の側面図である。 本開示の一部の実施形態に係る、非直線状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。 除去された図４５の実施形態の外部導体の上面斜視図である。 本開示の別の実施形態による、非直線状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。 除去された図４７の実施形態の外部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、放射部分と非放射部分との比を示すグラフである。 本開示に係る漏出性導波路の実施形態の電気回路図である。 本開示に係る様々なスロット幅を有する漏出性導波路の実施形態を示す。 各スロットの利用可能なエネルギーおよび各スロットから伝送される利用可能なエネルギーのパーセンテージを示す、本開示に係る１０スロット導波路の実施形態の電気回路図である。 各スロットが実質的に類似量のエネルギーを伝送する、本開示に係る１０スロット導波路の実施形態の側面図である。 本開示の実施形態による１０螺旋ラップを有する螺旋状導波路の実施形態の側面図である。 本開示の実施形態による５スロット導波路の斜視図である。 本開示の実施形態による５螺旋ラップを有する螺旋状導波路の斜視図である。 本開示の実施形態による５螺旋ラップを有する５スロット導波路と螺旋状導波路との並列比較である。 本開示の一部の実施形態に係る、内部に形成された螺旋窓を有する収縮構成のバルーンセンタリング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あり、血管系を介して腎動脈内に配置された図５８Ａのバルーンセンタリングデバイスの部分断面の斜視図である。 図５８Ａ〜５８Ｃのバルーンカテーテルから選択的に送達された除神経エネルギーを受けた後の腎動脈の一部の斜視図である。
本開示の特定の実施形態を、添付の図面を参照しながら以下に記載するが、開示の実施形態は、単に本開示の例であり、様々な形態で具体化することができる。不要な、または余分な詳細により本開示を妨害することのないよう、周知の、および／または反復的な機能および構造は、詳細には記載していない。それゆえ、本明細書に開示された特定の実施形態、具体的構造および機能的詳細、ならびに本明細書に開示された具体的使用を説明する目的で本明細書において用いられた用語は、限定と解釈すべきでなく、事実上任意の適切に詳述された構造において本開示を多様に使用するために、単に特許請求の範囲の原理および当業者を教示するための代表的原理と解釈すべきである。この記載および図面において、類似の参照番号は、同じ、類似の、または同等の機能を実施し得る要素を表す。
本明細書で用いられる用語「基端」は、従来の用法と同様に、使用者に近い方の機器の端部を指し、用語「先端」は、使用者からより離れた端部を指す。本明細書で用いられる配向を参照する用語、例えば「最上部」、「底部」、「上方」、「下方」、「左」、「右」、「時」などは、図、ならびにそこに示された対応する軸および形状を参照しながら例示的目的で用いられる。本開示に係る実施形態が、限定されず任意の方向に実践し得ることは、理解されなければならない。
前述のように、可撓性マイクロ波カテーテルを用いて、天然または人工管腔を利用することにより、手順を実施することができる。本明細書に開示の特定の一手順が、血管系を用いて腎臓にアクセスする除神経手順である。マイクロ波除神経エネルギーを標的神経構造、例えば非限定的に腎動脈を取り囲む交感神経束などに適用させるようにエネルギーおよびアンテナの特性を設計する実施形態が開示されるが、そのデバイスおよび方法は、任意の他の手順で、そして任意の他の管腔、臓器または身体構造において使用されてもよい。この特定の手順は、本開示に係る一部の実施形態の一般的概念および使用を実証するために用いられているに過ぎない。例えば、本明細書に開示の可撓性マイクロ波カテーテルの実施形態を用いて、呼吸器系おける手順を実施すること、例えば上気道および肺の腫瘍を処置すること、および喘息、慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）、肺気腫などを処置することができる。
図１に示すように、開示の可撓性マイクロ波カテーテル３０は、動脈カテーテル１１０により大腿動脈ＦＡに経皮導入され、右腎動脈ＲＲＡ内の右腎神経束ＲＲＮに隣接して配置される。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、各右および／または左腎神経束ＲＲＮ、ＬＲＮ（本明細書では以後「腎神経ＲＮ」）に除神経エネルギーを送達するために、各動脈管および関連の解剖学的構造への副次的損傷を最小限にしながら、右および／または左腎動脈ＲＲＡ、ＬＲＡ（本明細書では以後、「腎動脈ＲＡ」）の生理学と有利に協調する放射部分１００を含む。以下の議論において、腎神経ＲＮおよび腎動脈ＲＡを用いて、本開示に係る実施形態を例示しているが、開示の実施形態が右腎動脈ＲＲＡまたは左腎動脈ＬＲＡのいずれかと共に用いられて、各右腎神経束ＲＲＮおよび左腎神経束ＬＲＮに除神経エネルギーを送達し得ることが、理解されなければならない。
交感神経活性の上昇は、血圧の上昇を開始し、それを持続する。腎神経束ＲＮは、腎動脈ＲＡの周りに束ねられた腎交感神経（遠心性および求心性）を含む。そのため、腎動脈ＲＡは、大腿動脈ＦＡおよび／または腹部大動脈Ａによる腎神経束ＲＮへの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分１００を腎神経束ＲＮに接近して設置する。腎動脈ＲＡ内に配置されたら、放射部分１００が、腎臓を除神経する試みとして、腎動脈ＲＡ内から腎動脈ＲＡを取り囲む各腎神経束ＲＮに向かってエネルギーを集中させ、最終的に血圧を低下させることができる。
以下により詳細に説明するように、様々な実施形態が、血管壁の全体的統合性を損なうことなく、腎動脈ＲＡ（または他の管腔もしくは身体構造）内の１箇所以上の位置に電気外科的エネルギーを適用することが可能な構造を含む。一部の実施形態において、当該エネルギー送達構造は、血管壁と機械的に接触せず、それにより機械的損傷の結果である穿孔または狭窄による損傷を低減する。一部の実施形態において、エネルギー送達構造は、１層以上の体腔／身体構造の特定部分にエネルギーを送り、それにより体腔／身体構造の全体的な生存性を維持する。一部の実施形態において、血管での血液または流体の流れは、血管壁の内層の冷却に寄与し、それにより腎神経付近の外層へのエネルギー送達を可能にしながら、血管壁への不適切な加熱および副次的損傷を低減する。
本明細書に記載のシステム、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、即ちエネルギー送達の反復可能性、送達されたエネルギーの正確な制御、およびエネルギーの効率的送達を採用する。空間的エネルギー制御に寄与する因子としては、熱管理、誘電性管理、緩衝、および電流制御が挙げられる。これらの因子は、周囲の解剖学的構造と平行して操作して、マイクロ波デバイスの一部として周囲組織を効率的に取り込んだシステム、デバイスおよび方法によって制御することができる。
マイクロ波エネルギーシステムおよびデバイスは、低周波数ＲＦ信号を用いたシステムおよびデバイスの挙動とは基本的に異なる挙動を示す。例えば、低周波数「ＲＦ」信号を用いたＲＦシステムの操作および機能性は、導電性材料の閉ループ結合を含む電気回路、例えば閉じられた電気回路を必要とする。回路の挙動は、導電性材料の閉ループ結合の電気的性質に直接依存する。最も明白な挙動および例が、ＲＦ回路において、導電性材料の閉ループ結合の破壊、例えば開回路が、システムを実施不能にすることである。
その一方でマイクロ波システムは、導波路を通してマイクロ波エネルギー信号を伝送する。導波路の最も一般的な例が、誘電体により外部導体内の同軸上に配置された内部導体からなる同軸ケーブルである。ＲＦ回路と異なり、同軸外部導体内に開回路（例えば、スロット）を作製しても、システムは動作不能とはならない。不能となる代わりに、導波路は、導波路信号の伝達を続け、スロットは、導波路により伝送されているエネルギーの一部を放射する。
そのため、本明細書に記載のシステム、デバイスおよび方法の一部の実施形態は、解剖学的構造の一部をマイクロ波エネルギー送達システムの設計に組み入れている。より具体的には、本質的に同心円上の天然体腔および他の身体構造の円筒構造を用いて、本明細書に記載のデバイスにより用いられる導波路と協調的に動作して、導波路の一部になり、マイクロ波エネルギーを伝送することができる。
放射構造の構成要素としての天然体腔および／または他の身体構造の使用は、マイクロ波エネルギーによる熱療法を標的解剖学的構造に集中的に行うなど、高度のエネルギー送達技術を可能にする。例えば前述のように、本明細書に記載の構造は、肺の気管支内の平滑筋層を標的とすることができ、腎神経の外膜層内の腎神経を標的とすることができる。加えて、管腔構造内での本明細書に記載のデバイスの使用は、管腔の特定区分への指向性放射パターンを形成させることができる。
一部の実施形態において、本明細書に記載のデバイスは、解剖学的放射構造の誘電性負荷を実施するために、天然体腔内に存在する流体も使用する。流体の特性が、設計成分としてマイクロ波ラジエータの設計に組み込まれている。例えば体液は、解剖学的導波路の誘電層および／または導電層を形成していてもよく、流体の特性、例えばインピーダンス整合、エネルギー効率、導波路緩衝、ならびに放射パターンの制御および成形などが、その設計において用いられる。
流体の誘電性は、１つ以上の要素を流体に導入すること（および／または排除すること）により、外部から操作および／または調整されてもよい。例えば水分量が高い流体は、放射構造の周囲のマイクロ波界の成形を可能にする高い誘電率を示す。そのため、血液の誘電性は、血漿組成を改良すること、ならびに水、蛋白質、無機塩、および有機物質の比を調整することにより、調整されてもよい。同様に、血液の誘電性は、グルコースレベルを変動させることにより調整されてもよい。この手法では、体液を本明細書で議論された解剖学的導波路内の誘電層として用いることができるため、流体の誘電性を変動させることで、本明細書に記載のデバイスの性能の変動を果たすことができる。
本明細書に記載のシステム、デバイス、および方法は、解剖学的導波路の１つ以上の層および／または本明細書に記載のデバイスの１つ以上の構成要素の熱管理のために、天然の体腔内の流体（例えば、天然の流体または外部から導入された流体）も用いる。流体は、デバイスの加熱プロファイル内の非標的解剖学的構造の流体冷却により、熱的損傷を軽減する。加えて、流体の流動が、デバイス（１つまたは複数）を調整すること（例えば、遮断を増加または減少させ、それにより流体の流動を減少または増加させること）、自然な流速を調整すること（例えば、別の身体部分での流動を抑制することにより特定の身体部分への流体流動を指向させること）、および／または身体機能を調整すること（例えば、心拍数を増加させ、それにより身体での血流の速度を上昇させること）により操作されてもよい。流体の温度は、外部または内部ヒートシンクを提供することにより、操作されてもよい。
本明細書に記載のデバイスをセンタリングすると、標的解剖学的構造へのエネルギー送達の予測可能性および反復可能性が上昇する。本明細書に記載のセンタリングデバイスは、受動性センタリングデバイス（例えば、センタリングのために管腔内の自然な流体流動を利用すること）または管腔内で放射部分を能動的および／または積極的に配置させる能動的デバイスを含む。
本開示に係る実施形態において、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達システム１２が提供され、それを図２に示している。マイクロ波システム１２は、マイクロ波発生装置２２、伝送線路１４、流体冷却システム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。一部の実施形態は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を所望の位置に案内および／または配置するためのガイドワイヤー４７を含んでいてもよい。
本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル３０は、マイクロ波発生装置２２に動作可能に結合することができる（例えば、カテーテルハブ１Ｓおよび伝送線路１４を通して）可撓性同軸ケーブル３２または給電路を含む。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、その最先端に配置された放射部分１００を含む。一部の実施形態において、以下に議論され、添付の図面に図示された通り、放射部分１００は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース３５から展開可能であり、その最先端に露出されたキャップ３３を含む。
マイクロ波エネルギー信号の１つ以上のパラメータを、標的組織に関係する場合がある。一部の実施形態において、マイクロ波発生装置２２により発生されたマイクロ波エネルギー信号の周波数は、体腔の径に関係する。例えば腎動脈の径は、第一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、第二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、第三の周波数のマイクロ波信号を必要とする場合がある。呼吸器系に処置を提供するなど一部の用途は、体腔（例えば、気道）に沿った様々な径により、体腔内の放射部分の位置に応じて変動する周波数を必要とする場合がある。
カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の基端に配設され、伝送線路１４への除神経エネルギーの供給源（例えば、マイクロ波発生装置２２）を動作可能に連結させることができるように構成されている。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０と流体冷却システム４０との間で冷却流体を交換させる。流体冷却システム４０は、流入管４２への冷却剤の供給源を提供し、流体の受取先（例えば、受器、容器、またはドレイン）に結合された流出管４３を通して、カテーテルハブ１８から排出された冷却剤を受け取る。
図３は、腎動脈ＲＡ内に配置された本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル３０を示している。一部の実施形態において、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、最初に大腿動脈および／または大動脈内に配置された長いシース３１を通して操縦される。長いシース３１の先端は、腎動脈ＲＡの先端に配置されている。可撓性マイクロ波カテーテル３０は、長いシース３１を通して腎動脈ＲＡ内に案内され、例えば長いシース３１の先端を通して伸長させて、腎動脈ＲＡ内に配置させる。一部の実施形態において、ガイドワイヤー４７を用いて、本明細書に記載の通り長いシース３１または可撓性マイクロ波カテーテル３０を誘導および／または配置させてもよい。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部分１００が、腎動脈ＲＡ内に配置されて、マイクロ波発生装置２２からのマイクロ波エネルギー信号を受ける（図２参照）。マイクロ波エネルギー信号の少なくとも一部が、腎動脈ＲＡ内の少なくとも一部に選択的に送達される。本明細書に記載され、添付の図に示された一部の実施形態は、マイクロ波エネルギーの適用において腎動脈の生理学を有利に利用し、それにより標的組織の修復を誘導する。腎除神経手順に関連して、高血圧を処置するための標的組織は、腎神経ＲＲＮ、ＬＲＮの少なくとも一部を含む。
天然の体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）の解剖学的構造を、図４Ａに示している。管腔の流体通路を形成する管腔の最内層および／または中心（例えば、管腔により形成される中空体）。動脈に含まれる流体１は、典型的には体液（例えば、血液）であるが、体液以外（例えば、生理食塩水、空気、または任意の他の適切な流体）が利用および／または導入されてもよい。他の天然体腔は、他の体液（例えば、血液、粘液、尿、胆汁、空気、およびそれらの任意の組み合わせ）を含んでいてもよく、または管腔が、外部から導入された流体（例えば、空気、生理食塩水、および水）、もしくはそれらの任意の組み合わせを含んでいてもよい。
体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）の第一の層は、エラスチン約５０％および軟骨約５０％で形成された内膜層２である。他の天然の体腔は、類似のエラスチンおよび／または軟骨様の層、例えば粘液層、粘液膜層または上皮角質層を含んでいてもよい。体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）の第二の層は、平滑筋層３である。平滑筋の層を含む他の天然の体腔の例は、食道、胃、腸、気管支、子宮、尿道、および膀胱である。体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）の第三の層は、外膜層４（外層とも呼ばれる）である。外膜層４は、ほとんどの臓器、血管および他の身体構造を覆う最外側の結合組織である。最外側の外膜層４は、多くの体腔と同様に、最外側の脂肪層５で覆われている。
各体腔および身体構造は、機能的に異なるが、体腔および多くの身体構造の一般的構造は、構造的に類似している。例えば、食道壁の第一の層は、粘膜（例えば、粘液膜）であり、第二の層は、食道腺を含む粘膜下組織であり、第三の層は、ｒａｕｓｃｕｌａｒｉｓ（例えば、平滑筋）であり、最外側層は、脂肪で覆われた外膜層である。天然の体腔および身体構造の多様性が、本明細書に記載のデバイス、システム、および方法の一般的操作を変更することはなく、その１つ以上の操作パラメータにおけるわずかな変動のみを必要とする場合がある。
図４Ｂは、内部導体２０、誘電層２２、および外部導体２４を含む、可撓性同軸ケーブル３２の同軸配列を示している。図４Ａにおいて天然の体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類似が示されており、外部導体２４は、外膜層４および／または最外側脂肪層５に類似しており、誘電層２２は、中空体の中の流体１に類似している。
図４Ｃは、体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）内のマイクロ波導波路構造ＲＡ／３２の形成を示しており、本図においてマイクロ波の構造ＲＡ／３２は、内部導体２０（例えば、中空体１内に配置された導体）、誘電体（例えば、中空体１／２２内の流体）および外部導体（例えば、最外側脂肪層５／２４から形成される）を含む。そのため、マイクロ波エネルギー信号を適用されると、その解剖学的構造がマイクロ波導波路構造の一部になり、誘電率および損失因子は、天然の体腔および／または身体構造の生理学および組成に関係する。
任意の導波路構造内のエネルギー損失は、誘電体損失（例えば、誘電性材料による損失）および導体損失（例えば、導波路を形成する導体の損失）を含む。そのため、誘電体損失は、誘電体（例えば、中空体内の流体１）を形成する解剖学的構造の損失であり、導体損失は、内部導体２０ならびに外部導体４／２４，５／２４を形成する構造および／または解剖学的構造の損失である。
一部の実施形態において、腎動脈の解剖学的構造を形成する層を有する共鳴マイクロ波導波路構造を形成することで、非効率的な導波路が作製され、それにより解剖学的構造の損失で、標的組織が損傷的温度レベルにまで加熱される可能性がある。例えば腎神経ＬＲＮ、ＲＲＮ（例えば、腎遠心性神経および腎求心性神経）は、脂肪層５により取り囲まれた外膜層４内に存在する。外膜層４および脂肪層５は、導電性材料に似た特性および誘電性材料に似た特性を示す。そのため、外膜層４および脂肪層内の電磁場により発生されたマイクロ波電流は、各層の表面（導電性）および各層の内部（誘電性）を通る。そのため、外膜層４および脂肪層５の損失は、導電性および誘電性の損失を含む。
一部の実施形態において、図５に示すように、外膜層４は、同軸ケーブルの外部導体２４の内表面に形成された（例えば、脂肪層５の内表面に形成された）損失性誘電体フィルム（ＬＤＦ）に類似しているように見えてもよい。それゆえ、高いエネルギー吸収率が、外膜層４を標的とし、そこに含まれる神経および／またはそこに隣接した神経を損傷することができる。腎動脈ＲＡを通る血流の速度のため、組織損傷を誘導し得るマイクロ波熱エネルギーは、身体構造（例えば、腎動脈ＲＡ）内で緩和され、それにより内膜層２および平滑筋層３を防御して、生存する動脈構造を維持することができる。
図６Ａは、本開示の一部の実施形態に係るカテーテルハブ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つの孔を含んでいてもよく、マルチルーメンの管６３０の基端に配設されていてもよい。カテーテルハブ１８は、コネクターを含んでいて、５つのルーメンと発生装置、冷却剤供給源および復路などの対応する要素との動作可能な連結を容易にしてもよい。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の基端に配設されており、可撓性マイクロ波カテーテル３０に結合し得る様々なシステムの動作可能な連結を可能にするように構成されている。カテーテルハブ１８は、伝送線路１４に結合しており、そこから除神経エネルギーの供給源（例えば、マイクロ波発生装置２２）により発生される除神経エネルギーを受ける。カテーテルハブ１８は、流体冷却システム４０に結合していてもよく、可撓性マイクロ波カテーテル３０と流体冷却システム４０との間の冷却流体の交換を提供してもよい。流体冷却システム４０は、流入管４２への冷却剤の供給源を提供し、流出管４３を通してカテーテルハブ１８から排出された冷却剤を受け取り、排出された冷却剤を受取先（例えば、受器、容器、またはドレイン）に貯留する。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内および配置させるためのガイドワイヤー４７に結合されていてもよい。カテーテルハブ１８は、可撓性マイクロ波カテーテル３０上の１つ以上のセンサー１５３４（図１５Ａ参照）をマイクロ波発生装置２２内に収容された制御システムまたはセンサーモニタリングシステムに動作可能に連結する１つ以上のセンサーリード３４ａに連結されていてもよい。
図６Ｂに示すように、本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル３０は、基端にマルチポートカテーテルハブ１８を有するマルチルーメン管６３０を含む（図２参照）。マルチルーメン管６３０は、長手方向に配設された複数の導管、通路および／またはルーメンが内部に形成された略長尺状の円筒形外表面を有する。マルチルーメン管６３０は、非限定的に押出しなどの任意の適切な製造手法により形成されてもよい。マルチルーメン管６３０は、略円形の断面を有し、軸方向に延在し、可撓性同軸給電路３２を収容する寸法である中央ルーメン（例えば、可撓性同軸ケーブルルーメン３２ａ）を含んでいてもよい（図２参照）。略円形の断面を有する第一のルーメン対（例えば、ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂおよびセンサーリードルーメン３０ｃ）が、例えば、それぞれガイドワイヤー４７およびセンサー導管３４ａを収容するように適合された中央ルーメンの反対側（例えば、１２時および６時の位置）に配置されていてもよい（図８Ａ参照）。略弓型断面を有する第二のルーメン対（例えば、流入流体通路４４ａおよび流出流体通路４４ｂ）が、それぞれ冷却剤流入物および冷却剤流出物を収容するために第一のルーメン対間で、中央ルーメンの反対側（例えば、それぞれ９時および３時）に配置されていてもよい。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース３５は、強度を改善するため、よじれに抵抗するため、および／または十分な剛性を維持しながら可撓性を提供するために、編み込みおよび／または回旋を含んでいてもよい。外部シース３５は、所望の位置までの可撓性マイクロ波カテーテル３０の操舵および操作を容易にするために、１つ以上の操舵ワイヤー（不図示）を含んでいてもよい。外部シース３５は、血液凝固を低減するために外部ルーメンの外表面３５ｃに誘電性コーティング、例えばＰａｒｙｌｅｎｅを含んでいてもよい。
図７に示すように、一部の実施形態において、可撓性同軸ケーブル３２および放射部分の少なくとも一部は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース３５内に収容されている。カテーテルハブ１８は、カテーテルハブ１８内に収容されており放射部分１００に連結されたアクチュエータ１５を含む。アクチュエータ１５は、以下に詳細に説明するように、放射部分１００およびキャップ３３を外部シース３５から先端に展開するように構成されている。
カテーテルハブ１８は、それぞれ図８Ａ〜８Ｂおよび図８Ｃに示すように、カップラー４５または調節可能な流体カップラー８４５を含む。カップラー４５または調節可能な流体カップラー８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０内に形成された１つ以上のルーメン３０ａ〜３０ｃ、４４ａおよび４４ｂへの結合を提供する。図８Ａは、可撓性同軸ケーブルルーメン３０ａ、ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂおよびセンサーリードルーメン３０ｃに結合を提供するカップラー４５の断面を示す。図８Ｂは、可撓性同軸ケーブルルーメン３０ａ、ならびに流入および流出流体通路４４ａ、４４ｂへの結合を提供するカップラー４５の断面を示している。図８Ｃは、可撓性同軸ケーブルルーメン３０ａ、ならびに流入および流出流体通路４４ａ、４４ｂへの調節可能な結合を提供する調節可能なカップラー８４５を示している。カテーテルハブ１８およびカップラー４５および調節可能なカップラー８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０への様々な結合を容易にするのに必要となるルーメン、通路および電線管を任意の数および組み合わせで含んでいてもよい。
図８Ａにおいて、ガイドワイヤー４７は、カップラー本体４５ａと基端ひずみ除去部４５ｃとの間に形成された開口部（不図示）を通してガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂに導入され、１つ以上のセンサーリード３４ａは、カップラー本体４５ａと基端ひずみ除去部４５ｃとの間に形成された別の開口部を通してセンサーリードルーメン３０ｃに導入される。
図８Ｂにおいて、流入管４２は、流入孔４２ａに結合されており、冷却流体を流入プレナム４２ｂに提供する。流入プレナム４２ｂにおける冷却流体は、流入流体通路４４ａを先端方向に流れて、可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端に冷却を提供する。流入流体通路４４ａは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の流出流体通路４４ｂと流体連通しているため（図１５Ａおよび１５Ｂ参照）、冷却流体は、流出流体通路４４ｂを通り、流出孔４３ａの流出プレナム４３ｂに基端方向に流れる。流出管４３は、流出孔４３ａに結合しており、冷却流体を流体冷却システム４０に戻す。流入孔４３ａおよび流出孔４３ａは、クーラー本体４５ａと基端ひずみ除去部４５ｃとの間のカップラー４５内に形成されているが、可撓性マイクロ波カテーテル３０のルーメン（例えば、可撓性同軸ケーブルルーメン３０ａ、ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂ、センサーリードルーメン３０ｃ、流入流体通路４４ａおよび流出流体通路４４ｂ）の任意の１つ以上への結合は、カップラー４５の任意の部分に形成されていてもよい。
一部の実施形態において、カテーテルハブ１８は、図８Ｃに示すように、調節可能な流体カップラー８４５を含む。調節可能な流体カップラー８４５は、流体カップラー本体８４５ａを含み、流体カップラー本体８４５ａ内に流入プレナム８４２ｂおよび流出プレナム８４３ｂを形成している。流入プレナム８４２ｂは、流入管８４２と流体連通しており、流出プレナム８４３ｂは、流出管８４３と流体連通している。
調節可能な流体カップラー８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０（例えば、可撓性同軸ケーブル３２への組立ておよび連結）および伝送線路１４を支持する先端および／または基端ひずみ除去部（明示的には不図示）を含んでいてもよい。追加のひずみ除去部が、本明細書に記載の流入管４１ａ、流出管４１ｂ、カップラー４５および調節可能な流体カップラー８４５に連結する他の要素を支持するために提供されていてもよい。
調節可能な流体カップラー８４５は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の同軸ケーブル（例えば、伝送線路１４または同軸性可撓性ケーブル３２）、流体冷却システム３０および外部シース３５に調節可能に連結するように構成されている。流体カップラー本体８４５ａは、液密性システム８１９を収容して、先端の外部シースカップラー８４５ｂを形成している。液密性システム８１９は、流体カップラー本体８４５ａの先端に、先端密閉ダイヤフラム８１９ａ、基端密閉ダイヤフラム８１９ｂおよびバイパスバルブ８１９ｃを含む。先端密閉ダイヤフラム８１９ａおよび基端密閉ダイヤフラム８１９ｂは、それぞれ１つ以上のｏ−リングを含んでいてもよい。
本明細書における展開を議論する際、２つの手法が用いられてもよい。第一の手法において、可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端は、標的組織の付近に配置され、放射部分１００は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース３５から先端に取り除かれる（ｅａｓｅｄ ｏｕｔ）（少なくとも図４２〜４４を参照）。第二の手法において、可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端は、標的組織に隣接して配置され、外部シース３５は、基端方向に引き戻され、それにより放射部分１００を展開する（少なくとも図１８Ｂ〜１８Ｇを参照）。
先端密閉ダイヤフラム８１９ａは、流体流動ルーメン３７と流体カップラー本体８４５ａの内表面との間に配設され、それにより流体カップラー本体８４５ａの先端内表面と、流体流動ルーメン３７の外表面と、先端密閉ダイヤフラム８１９ａと、外部シースカップラー８４５ｂとの間に流出プレナム８４３ｂを形成している。流出プレナム８４３ｂは、可撓性マイクロ波カテーテル３０を通って循環する流体を受け取り、循環した流体を流出孔８４３ａに提供する。
基端密閉ダイヤフラム８１９ｂは、流体カップラー本体８４５ａと可撓性同軸ケーブル３２との間に配設され、それにより流体カップラー本体８４５ａの内表面と、可撓性同軸ケーブル８３２の外表面と、先端密閉ダイヤフラム８１９ａと、基端密閉ダイヤフラム８１９ｂとの間に流入プレナム８４２を形成している。流入プレナム８４２ｂは、流入孔８４２ａから冷却流体を受け取る。流入孔８４２ａから流入プレナム８４２ｂに提供される冷却流体は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を通して、可撓性同軸ケーブル３２の外表面と流体流動ルーメン３７の内表面との間に形成された流入流体通路４４ａ内を流れる。
バイパスバルブ８１９ｃは、流体カップラー本体８４５ａと可撓性同軸ケーブル３２との間に第二の密閉を提供する。バイパスバルブ８１９ｃは、基端密閉ダイヤフラム８１９ｂを通過し得る流体を捕捉するように構成されている。バイパスバルブ８１９ｃは、流体カップラー本体８４５ａ内に入り、それを通過して伸長する可撓性同軸ケーブル３２へのひずみ除去を提供してもよい。
使用時に、冷却剤は、流入孔８４２ａを通過して流入プレナム８４２ｂに流れる。流入プレナム８４２ｂの流体圧は、可撓性同軸ケーブル３２の外表面と流体流動ルーメン３７の内表面との間に形成された流入流体通路８４４ａに、冷却剤を付勢する。冷却剤は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端まで流れ続け、先端にあるアセンブリ（例えば、放射部分１００）を通り、流出流体通路４４ｂ内に入る。流出流体通路４４ｂは、流体流動ルーメン３７の外表面と外部シース８４３ａの内表面との間に形成されている。流出流体通路４４ｂからの流体は、流出プレナム８４３ａ内に貯留され、流出孔８４３ａを通過して冷却剤の受取先（例えば、再使用および／または排出システムのための貯蔵コンテナ）まで流れる。
流体流動ルーメン３７は、可撓性同軸ケーブル３２の周りを同軸上に配置され、外部シース３５は、流体流動ルーメン３７の周りを同軸上に配置されている。可撓性同軸ケーブル３２の外径と流体流動ルーメン３７の内径との間の間隙は、第一の流体管（例えば、流入流体通路４４ａ）を画定する。流体流動ルーメン３７の外径と外部シース３５の内径との間の間隙は、第二の流体管（例えば、流出流体通路４４ｂ）を画定する。使用時に、冷却剤、例えば二酸化炭素、空気、生理食塩水、水、または他の冷却媒体は、所望の誘電性を含んでいてもよく、１つの冷却剤管により可撓性マイクロ波カテーテル３０および／またはその先端の放射部分１００に給送されてもよく、他の冷却剤管により可撓性マイクロ波カテーテル３０から排出されてもよい。即ち、一部の実施形態において、第一の流体管（例えば、流入流体通路４４ａ）は、冷却剤を給送し、第二の流体管（例えば、流出流体通路４４ｂ）は、冷却剤を排出する。他の実施形態において、流体流動の方向は、反対であってもよい。１つ以上の長手方向に向けられたフィンまたはストラット（明示的には不図示）が、流入流体通路４４ａ、流出流体通路４４ｂおよび／または外部シース３５の内部に配置されており、外部シース３５、流体流動ルーメン３７、および／または可撓性同軸ケーブル３２間で同軸センタリングを実行および維持してもよい。
一部の実施形態において、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とを連結させる。アクチュエータ１５およびアクチュエータアーム１５ｂは、調節可能な流体カップラー８４５を通る可撓性同軸ケーブル３２の移動を付与するように構成されている。可撓性同軸ケーブル３２の移動により、以下に詳細に説明するように放射部分１００を展開させる。可撓性同軸ケーブル３２の移動の間に、流体密封は、基端密閉ダイヤフラム８１９ｂにより可撓性同軸ケーブル３２の周辺で維持される。
一部の実施形態において、カップラーアクチュエータアーム１５ｃは、調節可能な流体カップラー８４５とアクチュエータ１５とを連結させる。アクチュエータ１５およびカップラーアクチュエータアーム１５ｃは、調節可能な流体カップラー８４５への移動を付与するように構成されており、その一方で調節可能な流体カップラー８４５は、ハブ１８内の適所に固定された可撓性同軸ケーブル３２の周りの流入ルーメン８３７および外部シース３５への移動を付与する。そのため一部の実施形態において、可撓性同軸ケーブル３２は、固定された調節可能な流体カップラー８４５を通って長手方向に移動し、それにより先端に配置された放射部分１００を展開する。一部の実施形態において、可撓性同軸ケーブル３２は、固定されており、調節可能な流体カップラー８４５、外部シース３５および流体流動ルーメン３７は、可撓性同軸ケーブル３２の周りを長手方向に移動し、それにより外部シース３５を先端に配置された放射部分１００から後退させる。
使用の際、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、管腔を通り、天然の体腔および／または身体構造に隣接する標的組織に供給される。特定の例において、血管系は、身体を通り様々な天然の体腔および／または身体構造まで曲がりくねった経路を示す。例えば大腿動脈は、腎動脈へのアクセスを提供する。可撓性マイクロ波カテーテル３０を形成する様々な要素が、可撓性マイクロ波カテーテル３０の要素の異なる半径から生じる移動および／または転置力を受ける場合があり、それがよじれ、ねじれなどの不適切な影響を誘発し得る。有利には、可撓性マイクロ波カテーテル３０を形成する様々な構成要素および液密性システム８１９への結合は、弾力性および滑性を有する材料から形成され、要素を、流体カップラー本体８４５ａおよび／またはカテーテルハブ１８内を独立して長手方向に（例えば、基端および／または先端に）移動させることができる。この手法において、可撓性マイクロ波カテーテル３０が、冷却要素の流動完全性を維持しながら適所に案内されるため、要素を適所に移動させることができる。
開示の可撓性マイクロ波カテーテル３０は、大腿動脈内に経皮導入されて、腎神経束に隣接する腎動脈内に配置されてもよい。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配置されてもよい。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、腎神経束に除神経エネルギーを送達するために、各動脈管および関連の解剖学的構造への副次的損傷を最小限にしながら、腎動脈の生理学と有利に協調する放射部分を含む。
本開示に係るカテーテルシステムは、先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ーを含んでいてもよい。ノブまたはボールは、造影（蛍光透視法、ＭＲＩなど）を利用してガイドワイヤー、より詳細にはその先端の配置を可能にするために、放射線不透過性でありであってもよい。使用時に、ガイドワイヤーの先端が、体腔内に導入されて、場合により先に記載された通り造影を利用して、適所に進められてもよい。ガイドワイヤーの基端は、その後、ガイドワイヤールーメンと連通するカテーテル上の対応する孔に挿入されてもよい。その後、カテーテルは、体腔内の所望の位置まで進められる。カテーテルが、所望の位置に進められる際、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形状が、触角的フィードバックおよび／またはポジティブストップ（ｐｏｓｉｔｉｖｅ ｓｔｏｐ）を提供して、カテーテルの正しい配置を容易にする。
一部の実施形態において、ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂの先端は、図９Ａ〜９Ｃに示すように放射部分１００より基端で停止している。ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂの先端３０ｂｄは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース３５内でガイドワヤーボールレシーバー４７ｂを形成している。ガイドワイヤーボールレシーバー４７ｂは、図９Ａに示すように、ガイドワイヤー４７の基端を受け入れるように構成されている。
使用時に、ガイドワイヤー４７および先端ガイドワイヤーボール４７ａは、身体内に挿入され、先端ガイドワイヤーボール４７ａは、案内システム（例えば、造影システムまたは任意の適切な案内および配置システム）を利用して標的組織に隣接して配置させる。先端ガイドワイヤーボール４７ａを所望の位置を配置させた後、ガイドワイヤー４７の基端（明示的には不図示）が、ガイドワイヤーボールレシーバー４７ｂに挿入され、ガイドワイヤー軌道ルーメン３０ｂおよびカテーテルハブ１８を通過する（図２、６Ａおよび７Ｂ参照）。
可撓性マイクロ波カテーテル３０は、ガイドワイヤー４７を介して標的組織に案内される。図９Ｂに示すように、先端ガイドワイヤーボール４７ａは、ガイドワイヤーボール４７ｂにより受け入れられるため、ガイドワイヤーボール４７ａは、放射部分１００より基端にある。
本明細書において議論された一部の実施形態および構造は、同軸構造が天然の体腔の１層以上を組み込んで、同軸給電路構造を形成している、先に記載され図４Ａ〜４Ｃおよび５に図示された同軸構造類似体に従う。任意の他の同軸構造と同様に、導波路を形成する構造の同軸配置は、導波路の操作および／または効率に直接関係する。
図１０Ａ〜１２Ａは、それぞれ腎動脈に配置された可撓性マイクロ波カテーテル３０を示しており、図１０Ｂ〜１２Ｂは、その各断面を示している。図１０Ａおよび１０Ｂにおいて、可撓性マイクロ波カテーテル３０および先端放射部分１００は、腎動脈ＲＡ内でセンタリングされる。図１１Ａおよび１１Ｂにおいて、可撓性マイクロ波カテーテル３０および先端放射部分１００は、デッドセンターから５ｍｍずらして置かれ、図１２Ａおよび１２Ｂにおいて、可撓性マイクロ波カテーテル３０および先端放射部分１００は、デッドセンターから１ｍｍずらして置かれている。図１０Ａ〜１２Ａおよび１０Ｂ〜１２Ｂのそれぞれは、可撓性マイクロ波カテーテル３０に２５Ｗのマイクロ波エネルギーを約２分間当てることによる、腎動脈内およびその周囲への熱エネルギーの分布を示している。
図１０Ａ〜１２Ａのそれぞれにおいて、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により形成された第一の基端導波路、ならびに内部導管２０および解剖学的構造の一部により形成された第二の先端導波路を含む。第一の基端導波路を形成する可撓性同軸ケーブル３２は、中心となる内部導体２０を含み、誘電層２２により外部導体２４から同軸上でずらして置かれている。第二の先端導波路は、可撓性同軸ケーブル３２から先端に延在する、それぞれ内部導体１０２０、１１２０、１２２０の一部を含む解剖学的な共鳴構造１０３２、１１３２、および１２３２であり、腎動脈ＲＡの一部は、腎動脈内に含まれる移行性誘電体（ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎａｌ ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ）１０２６、１１２６、１２２６および流体１により内部導体から同軸上にずらして置かれている。
可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部分１００は、可撓性同軸ケーブル３２の先端に形成されている。本開示に係る実施形態およびそのための製造工程の実施形態において、外部導体２４の一部が除去されており内部導体２０が露出し、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間隙１０５０、１１５０、１２５０（例えば、給電点）を形成している。場合により、または別法として、移行性誘電体２６は、給電間隙１０５０、１１５０、１２５０の内部に配設されている。移行性誘電体１０２６、１１２６、１２２６は、一般におよび／または幾何学的に、そこから除去された外部導体２４の一部に対応する。
移行性誘電体２６は、内部誘電体２２と標的解剖学的構造（例えば、腎動脈ＲＡ、体腔および／または他の身体構造）の予測または平均誘電性との間に誘電性を有していてもよい。この手法における移行性誘電体２６の使用で、例えば反射率を低減すること、定常波（例えば、ＶＳＷＲ）を低減すること、および放射部分１００と標的部分との間をインピーダンス整合させることにより、放射部分１００と標的組織との間の結合を改善してもよい。
図１０ＡおよびＬＯＢにおいて、内部導体２０は、腎動脈ＲＡ内で同軸上にセンタリングされる。そのため、解剖学的共鳴構造１０３２は、実質的に同軸上にあり、それにより実質的にバランスのとれた共鳴構造を発生する。バランスのとれた解剖学的共鳴構造１０３２は、腎動脈構造の解剖学的部分（例えば、前述した前述のように腎動脈の１層以上）において、誘電体損失および／または導体損失により熱を発生させる。図１０Ｂにおいて示された通り、腎動脈ＲＡ内の内部導体２０のセンタリングにより、腎動脈ＲＡの周りの実質的に均一な加熱１０００ａが発生する。
バランスのとれた解剖学的共鳴構造１０３２を形成させることに加えて、腎動脈ＲＡ内で内部導体１０２０をセンタリングさせて、実質的に均一な加熱１０００ａと、腎動脈ＲＡの周りで発生された熱エネルギーの一様な分布を発生させる。加えて、解剖学的共鳴構造１０３２内の可撓性同軸ケーブル３２の先端の加熱および露出した内部導体１０２０の加熱は、許容し得る温度に維持される。
図１１Ａ〜１２Ａに示すように、解剖学的共鳴構造１１３２および１２３２を形成する解剖学的構造（例えば、腎動脈ＲＡ）に関して、図１１Ａ〜１２Ａおよび１１Ｂ〜１２Ｂに示すように内部導体２０をずらして置けば、腎動脈ＲＡの周りの不均一な加熱１１００ａ、１２００ａが発生する。
図１１Ａおよび１１Ｂにおいて、内部導体２０は、腎動脈ＲＡの中心から０．５ｍｍずらして置かれ、図１２Ａおよび１２Ｂにおいて、内部導体２０は、腎動脈ＲＡの中心から１ｍｍずらして置かれており、各例において、バランスのとれていない解剖学的共鳴構造１１３２および１２３２が、形成されている。バランスの取れていない解剖学的共鳴構造１１３２、１２３２は、腎動脈ＲＡの周りで不均一な加熱１１００ａ、１２００ａを発生させて、腎動脈ＲＡに隣接するホットスポットを形成している。ホットスポットは、ホットスポットに隣接する腎動脈ＲＡの一部の温度を上昇させる可能性があり、組織を不可逆的に損傷させる可能性がある。加えて、内部導体２０をずらして置くと、可撓性同軸ケーブル３２の先端および／または露出された内部導体２０を許容し得ない温度まで加熱する可能性もある。
図１０Ａ〜１２Ａに示すように、各解剖学的共鳴構造１０３２、１１３２、１２３２は、腎動脈ＲＡの内部温度と外部温度の間に大きなΔを発生させる。図１３は、可撓性同軸ケーブル３２の開始時に測定された電力に対してプロットされた腎動脈ＲＡの内部および外部の温度を示す実験データを示している（図７参照）。腎動脈の内部の最大温度の直線表示１３３４ａ、および腎動脈の外部の最大温度の直線表示１３３４ｂから、解剖学的共鳴構造１０３２、１１３２、１２３２が、腎動脈ＲＡ内部を致死温度よりも低く維持しながら血管の外層において細胞毒性温度（例えば、細胞に有毒な熱エネルギーの性質）に達する腎動脈ＲＡの外部温度を発生させることが実証される。
以下に説明するように、可撓性マイクロ波カテーテル２０は、天然の体腔または天然の身体構造内で放射部分１００を同軸上にセンタリングし、それにより前述した前述のようにバランスのとれた解剖学的共鳴構造を形成するように構成されたセンタリングデバイスを含んでいてもよい。本明細書に記載のセンタリングデバイスは、ステント様の拡張可能な部材（図１６Ａ〜１６Ｃ、１７Ａ〜１７Ｂ、１８Ａ、１９Ａ、２０、２１、および２２Ａ〜２２Ｂ参照）、バルーン様の膨張可能な部材（図２４、２５ａ〜２５Ｂ、２６Ａ〜２６Ｃおよび５８Ａ〜５８Ｄ参照）、圧縮可能かつ拡張可能な部材（図２７Ａ〜３５参照）、再配置可能かつ拡張可能な部材（図１８Ａ参照）、複数の部材を有するセンタリングデバイス（図３２Ａ〜３２Ｂ、３５、３７Ａ〜３７Ｂ、３９Ａ〜３９Ｂ、４０Ａ〜４１Ｂ参照）、２つ以上のフィンの拡張が可能な部材（図２７Ａ〜２７Ｄおよび２８参照）、拡張可能なバスケット部材（図２９〜３５参照）、クローバー形の拡張可能な部材（図３４〜３５参照）、拡張可能な信号およびデュアルパドル部材（図３６Ａ〜３９Ｂ参照）、拡張可能な信号およびデュアルプロペラ部材（図３６Ａ〜３９Ｂ参照）、拡張可能なタイン（図４０Ａ〜４０Ｂ参照）、拡張可能なフィン部材および拡張可能な螺旋状フィン部材（図４１Ａ〜４１Ｂ参照）、ならびにその任意の組み合わせを含む。
本明細書に記載のセンタリング構造は、該構造に沿って血流に最小限の抵抗を与え、流れている血液により、アブレーションの標的でない構造および組織を冷却させることができる。
一部の実施形態において、センタリングデバイス（１つまたは複数）は、外部シース内に抑制されており、外部シースから放出されると自己展開（例えば、拡張）し、それにより放射部分１００をセンタリングする。同様にセンタリングデバイスは、外部シース内に後退する際には自己後退する。
本明細書に記載のセンタリング構造は、導電性材料、非導電性材料、誘電性材料、またはその任意の組み合わせから形成されていてもよい。一部の実施形態において、導電性センタリング構造は、形状記憶材料、例えば、ニッケルチタン合金（例えば、ニチノール）、または強磁性形状記憶合金を含む。
一部の実施形態において、非導電性センタリング材料は、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達により発生される電磁場により形状記憶位置まで拡張するよう誘発されてもよい。そのため、放射部分１００がマイクロ波エネルギーを送達している間、センタリングデバイスが、放射部分１００を体腔内でセンタリングする。
一部の実施形態において、センタリングデバイスを用いて、可撓性医療用カテーテルの放射部分を組織または隣接する標的組織内に固定してもよい。あるいはセンタリングデバイスが、体腔ＢＬ内の流体／水力学的、および／または機械的力により、セルフセンタリングされてもよい。
一部の実施形態において、センタリングデバイスは、周囲の生理学的構造によりマイクロ波電流を誘電的に緩衝するように構成されていてもよい。
本明細書に記載の実施形態および特徴を選択して、本明細書に記載の他の実施形態および特徴と任意の組み合わせで組み合わせてもよい。例えば放射部分は、単極アンテナ（図５参照）、１つ以上の穴付き給電間隙（図１０Ａ〜１２Ａ、１４Ｆ、１６Ａ〜Ｃ、１９Ａ〜Ｆ，２０〜２２Ｂ、５０〜５３、５５および５７参照）、双極性アンテナ（図１７Ａ参照）、螺旋状給電間隙を有する放射部分（図４２〜４５、４７、５４、５６および５７参照）、またはそれらの任意の組み合わせを有する放射部分から選択されてもよい。選択された放射部分は、可撓性マイクロ波カテーテルの外部シースから放射部分を展開させるために、連結する流体冷却された可撓性マイクロ波カテーテルと組み合わせてもよく、そして流体カップラーまたは調節可能な流体カップラーを有するカテーテルと組み合わせてもよい。更に、先に挙げた組み合わせのいずれかは、センタリングデバイスまたは構造を含んでいてもよい。センタリングデバイスまたは構造は、センタリング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結合していてもよい。
センタリングデバイスは、該デバイスを配置させることに加えて、追加の機能性を提供してもよい。例えば一部の実施形態において、センタリングデバイスは、派生領域を画定および／または限定し、ならびに／あるいは解剖学的共鳴構造を画定および／または限定するチョークまたはバランを形成してもよい。一部の実施形態において、センタリングデバイスは、適用された除神経エネルギーのパターンを画定する１つ以上の構造を含んでいてもよい。
本開示に係る放射部分１００およびその製造工程の一実施形態を、図１４Ａ〜１４Ｅに示している。製造工程の第一のステップにおいて、可撓性同軸ケーブル３２は、図１４Ａに示すように提供される。外部導体１４２４および誘電体１４２２の円筒形または半円筒形部分を除去して、内部導体を露出させ、それにより給電間隙１４５０（例えば、給電点）を形成している。給電間隙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。
外部導体１４２４の一部は、約０．０１インチの長さを有するリング内のケーブルから外部導体をエッチング、切断、または剥離することにより除去して、同軸ケーブルをこの位置から先端におよそ１／４波長残してもよい。
図１４Ｂに示すように、場合により移行性誘電体１４２６が、一般には除去される外部導体１４２４の円筒部分に対応する給電間隙１４５０内に配設されていてもよい。移行性誘電体１４２６は、内部誘電体１４２２と、アンテナが用いられる解剖学的構造（例えば腎動脈および／または腎動脈内の血液）の予測または平均誘電性との間に誘電性を有している。移行性誘電体１４２６は、任意の適切な誘電性材料および／または誘電性流体から形成されていてもよい。この手法での移行性誘電体１４２６を使用して、例えば反射率を低減すること、定常波（例えば、ＶＳＷＲ）を低減すること、および放射部分と標的部分との間をインピーダンス整合させることにより、放射部分１００と標的組織との間の結合を改善してもよい。
図１４Ｂに更に示すように、可撓性同軸ケーブル３２の最先端、外部導体１４２４の一部および内部誘電体１４２２が除去され、こうして内部導体１４２０が露出される。図１４Ｃに示すように、中心に画定されており、内部導体１４２０を受け入れる寸法である開口部を有する短い導電性（例えば、金属）円筒物、ディスク、またはキャップ１４３３は、開口部では内部導体１４２０の露出された端部に、そしてその周囲では外部導体１４２４に接合している。この先端「キャップ」１４３３は、内部導体から外部導体までを短絡し、その一方で放射部分１００の一般的先端放射パターンを最適化、制御、集束、および／または指向してもよく、例えば放射部分１００の先端を超える除神経エネルギーの伝搬を低減、集束、成形および／または増強してもよい。
一部の実施形態において、キャップ１４３３は、高温誘電体、例えばプラスチック、セラミック、または他の適切な誘電性材料から形成されている。キャップ１４３３は、内部に形成された高温誘電体および導体部分を含んでいて、内部導体１４２０と外部導体１４２４との間に短インピーダンスまたは低インピーダンスの通路を提供していてもよい。一部の実施形態において、キャップ１４３３の先端部分は、非導電性材料、例えばポリマーから形成されている。
一部の実施形態において、チョークまたはバラン１４０８の短絡（ｓｈｏｒｔ）は、図１４Ｄに示すように、給電間隙１４５０付近の位置で外部導体１４２４に固定されていてもよい。バラン１４０８は、外部導体１４２４を受け入れる寸法の内径を有する短い導電性（金属製）リング１４０８ａを含んでいてもよい。バランリング１４０８ａは、外部導体１４２４に電気的に結合している（例えば、はんだ、溶接、および／または機械的に結合されている）。バランリング１４０８ａは、位相の長さでは約１８０°の、給電間隙１４５０からの距離に配置されている。このバランリング１４０８ａは、マイクロ波の短絡に影響を及ぼし、その一方で放射部分１００の一般的放射パターンを最適化、制御、集束、および／または指向してもよく、例えば放射部分１００の先端および／またはバラン１４０８を超える除神経エネルギーの伝搬を低減してもよい。バランリング１４０８ａは、インピーダンス整合を改善すること、反射率および／または定常波を低減すること、効率を改善すること、ならびに塞栓（例えば、凝血）のリスクを低減することができる。
バラン１４０８は、バラン誘電性スリーブ１４０８ｂを更に含んでいてもよく、それは、押出しポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ、例えばＴｅｆｌｏｎ（登録商標））から、押出しポリエチレンテレフタラート（ＰＥＴ）から、および／または押出しフッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）から形成されていてもよい。バラン誘電性スリーブ１４０８ｂは、そのアセンブリの放射部分１００を超えて配置され、バランリング１４０８ａに咬合していてもよい。バラン誘電性スリーブ１４０８ｂは、表面に、好ましくは内表面に導電性材料を有する熱収縮管１４０８ｃの長さを更に含んでいてもよく、ＰＴＦＥバラン誘電性スリーブ１４０８ｃを超えて配置させて、誘電性を変動させ、および／またはバラン１４０８の性能を改善しても、つまり除神経エネルギーの放射パターンを改善してもよい。銀色のインクを、熱収縮管１４０８ｃの内表面に配設し、そこでバランリング１４０８ａおよびバラン誘電体１４０８ｂを超えて熱収縮１４０８ｃを施して、共鳴マイクロ波構造を形成し、バラン１４０８の性能を改善し、一方では除神経エネルギーの放射パターンを改善してもよい。
一部の実施形態において、バラン誘電性スリーブ１４０８ｂおよび金属リング１４０８ａは、その後、基端から、導電性インク（例えば、バラン外部導体）でコーティングされた熱収縮を有する先端付近まで覆われている。一部の実施形態において、バラン誘電性スリーブ１４０８ｂの先端は、導電性熱収縮でコーティングされておらず、つまりバランの性能を改善するバラン伸長誘電体を形成している。
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の先端、流体流動ルーメンの先端１５３７および外部シース１５３５の先端に結合している。流体流動ルーメン３７の先端は、キャップ１５３３の基端表面に密封接合しており、放射部分１００の要素間の心合わせを実行および維持している。キャップ１５３３の内部に形成された１つ以上のキャップ冷却剤通路１５３３ａ、１５３３ｂは、冷却剤を、流入流体通路１５４４ａから流出流体通路１５４４ｂまで循環させて、放射部分１００を通る冷却剤の流れを容易にし、有利には放射部分１００およびキャップ１５３３の冷却を提供してもよい。
キャップ１５３３は、基端内部導体レシーバー１５３３ｃを介して内部導体１５２０を受け入れ、外部導体に結合していてもよく、それにより内部導体１５２０と外部導体１５２４との間に短絡または低抵抗の結合を提供してもよい。
キャップ１５３３は、外部シース１５３５に結合して、それらの間に液密性シールを形成している。キャップ１５３３は、溶接、結合、接着、または任意の他の適切な結合手法により外部シース１５３５に結合していてもよい。冷却流体は、キャップ流入冷却剤通路１５３３ａを通ってキャップ流体チャンバー１５３３ｄに入り、キャップ流出冷却剤通路１５３３ｂを通ってキャップ流体チャンバー１５３３ｄから流れ出る。
温度センサー１５３４は、本開示に係る放射部分１００および／またはキャップ１５３３に動作可能に結合していてもよい。例えば非限定的に、１つ以上のサーモプローブ、圧力センサー、流動センサー、または任意の他の適切なセンサーが、放射部分１００、キャップ１５３３、外部シース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ー１５３３ｄ、あるいは、本明細書に記載の任意の他の導管および／または構造（例えば、メッシュ、バルーン、拡張可能および／または展開可能な部材）に含まれていてもよい。一部の実施形態において、温度センサー１５３４は、キャップ１５３３の先端に配置されていてもよい。１つ以上のサーモプローブが、可撓性マイクロ波カテーテル１５３０内に含まれていてもよい（例えば、外部シース、可撓性同軸ケーブル３２、１つ以上の流体チャンバーもしくは導管、外部誘導絶縁層１２８、遮蔽外部導管１２４ａ、および／または本明細書に記載の任意の他の構造）。
温度センサー１５３４は、放射部分１００の活性加熱ゾーンより先端に配置されていてもよい。マイクロ波エネルギー送達システム１２は、それにより最高温の場所を通る流体の温度をモニタリングする。温度センサー１５３４が、凝血温度閾値を超える温度を測定すれば、システム１２が、電力送達を一時的または永久に停止してもよい。一部の実施形態において、１つ以上の温度センサー１５３４が、以下に議論されるセンタリングデバイスの内部、全体、またはその周辺に形成された流体通路の排出部に配置されていてもよい。
一部の実施形態において、キャップ１５３３または可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端チップの任意部分が、蛍光透視法の間に可視性を促進するために、放射線不透過性材料（例えば、バリウム）を含んでいてもよい。
図６Ａおよび８Ａ〜８Ｃに関して前述した前述のように、可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端のカテーテルハブ１８は、除神経エネルギーの供給源を可撓性同軸ケーブル３２に、流体冷却システム１９を流入流体通路４４ａと、流出流体通路４４ｂから排出された冷却剤の受取先（例えば、受器、容器、またはドレイン）に、動作可能に連結させることができる。
図１６Ａ〜１６Ｃに示すように、本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル１６３０は、放射部分１００に結合された１つ以上のステント様の拡張可能な要素１６７０を含んでいてもよい。図１６Ａに示すように、ステント様の拡張可能な要素は、可撓性マイクロ波カテーテル１６３０を血管系に通し標的組織に隣接した位置まで案内しながら、圧縮状態を維持してもよい。一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０は、外部シース１６３５の先端部分により圧縮状態を維持されている。他の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０は、外部シース１６３５内に圧縮状態で収納されている。
使用の間、図１６Ｂに示すように、外部シース１６３５は、基端方向に後退され、および／またはステント様の拡張可能な要素１６７０は、先端方向に進めて、ステント様の拡張可能な要素１６７０を外部シース１６３５の領域から伸長させ、放射部分１００の周りに略管状、円筒状および／またはバルーン様形状に拡張させ、それによりルーメン（明示的には不図示）内の可撓性マイクロ波カテーテル１６３０の放射部分１００をセンタリングしてもよい。ステント様の拡張可能な要素１６７０は、ステント様の拡張可能な要素１６７０の中心が放射部分１００の給電点（例えば、給電間隙１６５０）と概ね一致するように配置されていてもよい。図１６Ａ〜１６Ｃに示された給電間隙１６５０は、外部導体１６２４の一部が除去されて内部導体１６２０が露出した穴付き部分を含んでいてもよい。内部導体１６２０の露出部分は、内部導体１６２０を覆う移行性誘電体１６５０を含んでいてもよい。
ステント様の拡張可能な要素１６７０の少なくとも一部は、放射部分１００より先端に配置されておりも、放射部分１００より基端に配置されておりも、放射部分１００を概ね取り囲んでいても、またはそれらの任意の組み合わせであってもよい。ステント様の拡張可能な要素１６７０は、例えばワイヤーメッシュ、ワイヤー部材、型押しされた金属から形成されておりもよく、および／または非限定的にステンレス鋼、銅、銀、プラチナ、金、形状記憶合金（例えば、ニチノール）などをはじめとする任意の適切な電気伝導性材料から形成されていてもよい。一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０は、低電気伝導率を有するポリマーまたは複合材料、例えばポリウレタン、ポリイミド、ＦＥＰ、ＰＥＴ、および／またはＰＴＦＥを含んでいてもよい。
図１６Ｃは、ステント様の拡張可能なメッシュ要素１６７２を示している。一部の実施形態において、ステント様の拡張可能なメッシュ要素１６７２は、管状本体メッシュ１６７２ｂに接合された先端および基端のエンドキャップメッシュ１６７２ａを含む。管状本体メッシュ１６７２ｂの少なくとも一部は、給電間隙１６５０を含む放射部分１００から半径方向に外方へ延在している（例えば、内部導体１６２０および移行性誘電体１６５０）。
一部の実施形態において、エンドキャップメッシュ１６７２ａの少なくとも一部は、可変性のメッシュ密度を含み、そのメッシュ密度は、先端および／または基端では大きく、管状本体メッシュ１６７２ｂの長さに沿って低密になる。本明細書に記載のメッシュ構造は、該構造に沿って先端に、最小限のインピーダンスを血流に与え、流れている血液によりアブレーションの標的でない構造および組織（腎動脈の血液、内膜、および中膜）を冷却させることができる。
一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０は、ステントとして腎動脈ＲＡ内の適所に留置されて、潜在的狭窄による合併症を低減してもよい。ステント様の拡張可能な要素１６７０は、エネルギー適用後に可撓性マイクロ波カテーテル１６３０から脱離してもよく、腎臓動脈ＲＡを機械的に支持するために適所に留置されてもよい。
一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０、または本明細書に記載の他の拡張可能なデバイスは、３つの配置を含んでいてもよい。第一の配置では、ステント様の拡張可能な要素１６７０が、初期設置のために完全に拡張／伸長されている。第二の配置では、ステント様の拡張可能な要素１６７０を放射区分１００の周りの適所に維持しながら、ステント様の拡張可能な要素１６７０を展開させるために基端に後退されている。第三の配置では、ステント様の拡張可能な要素１６７０が、完全に後退しており、ステント様の拡張可能な要素１６７０の最終的な基端部分が放出されている。カテーテル３０が腎動脈ＲＡから基端方向に引き出されると、ステント様の拡張可能な要素１６７０から遠い先端部分が、可撓性マイクロ波カテーテル３０から放出されてもよい。例えば該要素は、先端方向に向いたスロットに嵌合していてもよく、それゆえカテーテルが先端方向に進むとメッシュを保持するが、デバイスが基端方向に引っ張られてシースが完全に後退した場合のみ放出される。
図１６Ａ〜１６Ｃにおいて、キャップ１６３３は、放射部分１００の先端に結合されており、内部導体１６２０と外部導体１６２４、１６２４ａとの間に電気的短絡を提供している。温度センサー１６３４は、キャップ１６３３内に収容されておりもよく、または放射部分１００の任意の他の部分、ステント様の拡張可能な要素１６７０、ステント様の拡張可能なメッシュ要素１６７２、可撓性同軸ケーブル１６３２もしくは外部シース１６３５の内部に収容されていてもよい。
一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０の基端および／または先端部分、ならびに／あるいはステント様の拡張可能なメッシュ要素１６７２ａの基端および／または先端部分は、チョークまたはバランの短絡を形成している。チョークまたはバランの短絡は、電磁場を、チョークまたはバランの短絡により画定された電磁的境界に実質的に制限する。そのため、熱の発生は、給電間隙から半径方向に外方の部分に実質的に限定される。
一部の実施形態において、センタリング構造は、先端および基端ではマイクロ波エネルギーに実質的に不透過性であるファラデーケージを形成しており、残りは、その長さの少なくとも一部に沿ってマイクロ波エネルギーに実質的に透過性である。そのような配列は、軸方向への（例えば、腎動脈に沿って先端または基端への）除神経エネルギーの送達を低減または排除しながら、デバイスに半径方向への（例えば、腎動脈に対して円周方向への）除神経エネルギーの送達を目標とさせることができるため、利点を有する可能性がある。本開示に係る可撓性医療用カテーテルは、副次的な組織の影響から生じた合併症を低減または排除しながら、外科医に標的組織にエネルギーを正確に送達させることにより、手術の結果を改善することができる。
ファラデーケージの基端部分および先端部分を形成するメッシュは、解剖学的共鳴構造の実質的な部分を、ファラデーケージの基端部分と先端部分との間の解剖学的構造に制限するチョークまたはバランの短絡を形成してもよい。
一部の実施形態において、メッシュは、除神経手順の間に用いられ得る除神経エネルギーの特定の波長または波長範囲を収容するように構成されていてもよい。例えば非限定的に、所望のマイクロ波放射パターンを提供するために、メッシュの間隔（例えば、隣接するメッシュ要素間の空間）は、効果的マイクロ波境界を作製するために、メッシュ構造の先端および基端では約１／１０λ（例えば、意図するマイクロ波信号の波長の１／１０）よりも小さくてもよい。マイクロ波の境界の作製を回避し、それにより除神経エネルギーの放射を可能にするために、メッシュの長さに沿ってメッシュの間隔が、約１／１０λよりも大きくなってもよい。
有利には、開示のデバイスの開放されたメッシュ構造により、血液を除神経手順に間に手術部位に沿って流動させる続けることができる。血流を維持することで、血管壁の内部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および放射部分１００の熱管理を提供する。
本開示に係る一部の実施形態は、複数の給電間隙を有する放射部位を含む。本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテルの放射部位は、本明細書に定義された複数の窓を有するメッシュ構造を含んでいてもよい。窓は、メッシュ構造の本体とは異なる特性を有する材料を１つ以上含んでいてもよい。あるいは窓は、材料の非存在（例えば、開口）を特徴とする開放された構造であってもよい。本明細書で議論された通り、異なる材料から形成された構造の窓、および材料の非存在（例えば、開口）を特徴とする構造の窓は、互換的に用いられている。材料の特性は、機械的特性、材料的特性、電気的特性、またはそれらの任意の組み合わせを含んでいてもよい。窓の材料特性は、機械的差異、例えばメッシュ間隔、メッシュゲージ、メッシュ形成法、メッシュ幅、またはそれらの任意の組み合わせを含んでいてもよい。窓の材料特性は、生理学的差異、例えば材料の型、組成、材料の構成、またはそれらの任意の組み合わせを含んでいてもよい。窓の特性は、電気的差異、例えば導電性、抵抗性、またはそれらの任意の組み合わせを含んでいてもよい。
窓の位置は、メッシュ構造に沿って側方に分布していてもよく、半径方向に指標を付けられて、および／または半径方向に分布されていてもよい。一部の実施形態において、３つの窓が設けられているスロットが、半径方向に６０°離れて指標を付けられており、メッシュ構造に沿って長手方向に分布されている。窓は、外科医に除神経の標的組織領域を正確に選択させる、画定された処置ゾーン（例えば、殺傷ゾーン）に対応している。本明細書に記載のマルチウインドウを有するメッシュ構造は、単一の給電間隙設計により使用されてもよい。マルチウインドウ設計は、腎神経束の効果的処置を確実にしながら、除神経の間に血管壁の一部のみがエネルギー送達に供されることに利点を有し得る。
メッシュ構造は、体腔および／または身体構造内の可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部分１００をセンタリングするように構成されていてもよい。
メッシュ構造は、導電性材料、非導電性材料、および導電性材料と非導電性材料との組み合わせを含んでいてもよい。導電性メッシュ構造は、可撓性マイクロ波カテーテルの放射部分と相互作用するように構成されている。例えば導電性メッシュ構造は、共鳴構造の一部を形成していてもよい。一部の実施形態において、導電性メッシュ構造は、メッシュ構造を取り囲む組織の少なくとも一部を含む解剖学的共鳴構造の一部を形成している。
メッシュ構造の少なくとも一部は、マイクロ波のチョークまたはバランを形成するように構成された導電性部分を含んでいてもよい。例えば、メッシュ構造の先端および／または基端部分は、マイクロ波エネルギー信号を他の血管に流すように構成されており、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が導電性メッシュ構造の基端および／または先端に伝搬するのを予防している。
一部の実施形態において、ステント様の拡張可能な要素１６７０は、アクチュエータ（例えば、アクチュエータ１５および／または回転アクチュエータ１５ｇ）に連結されている。アクチュエータは、ステント様の拡張可能な要素１６７０を機械的に拡張させるように構成されておりも（または本明細書に記載のセンタリングデバイスを拡張、展開もしくは開口するように構成されておりも）よい。先端または基端エンドキャップメッシュ１６７２ａは、アクチュエータ１５に連結されておりもよく、アクチュエータ１５の一部を変動させることにより拡張および／または収縮されてもよい。
センタリングデバイス（例えば、ステント様の拡張可能な要素または本明細書に記載の他のセンタリングデバイス）の作動が、体腔の内表面に負荷された力の量を変動させ、それにより解剖学的構造を所望の構造および／または幾何学に成形してもよい。体腔を成形して、特定の形状、口径および／または円筒形構造を形成し、標的組織へのエネルギー送達を容易にしてもよい。
図１７Ａ〜１７Ｂに示すように、導電性メッシュ構造１７７２は、長手方向区分の少なくとも一部で画定された複数の窓１７７３ａ〜１７７３ｅを含む。導電性メッシュ構造１７７２は、窓１７７３ａ〜１７７３ｅを通した組織への除神経エネルギーの送達を可能にしながら、メッシュ構造１７７２の残り部分の組織への除神経エネルギーの送達を減弱または排除するように構成されていてもよい。基端および先端メッシュエンドキャップ１７７２ａ、１７７２ｂは、共鳴構造をメッシュ構造１７７２の領域に実質的に限定するように構成されていてもよい。
一部の実施形態において、導電性メッシュ構造１７７２は、窓１７７３ａ〜１７７３ｅの１つ以上を除き、通過するマイクロ波エネルギーの放射を限定するのに十分な密度を有し、その構造は、約０の密度を有する。それゆえ臨床効果は、窓１７７３ａ〜１７７３ｅに対応するパターンでの腎動脈のアブレーションである。
一部の実施形態において、メッシュ１７７２の窓の領域は、約１／１０λよりも大きなメッシュ密度を有していてもよく（例えば、１／１０λより大きく間隔を置かれたメッシュ要素）、メッシュの窓でない領域は、約１／１０λよりも小さなメッシュ密度を有していてもよい（例えば、１／１０λより小さな間隔を置かれたメッシュ要素）。一部の実施形態において、メッシュ１７７２の窓領域は、非導電性材料、またはマイクロ波エネルギーを透過する任意の材料を含む。他の実施形態において、導電性メッシュ構造１７７２において形成された窓１７７３ａ〜１７７３ｅは、開放されており、いずれの材料も全く含んでいない。
使用の間、可撓性マイクロ波カテーテルは、標的組織に隣接して配置されてもよく、導電性メッシュ構造１７７２は、その後拡張されて、除神経エネルギーが、窓１７７３ａ〜１７７３ｅに露出された組織に適用される。
図１７Ｂは、図１７Ａに示されたデバイスによる除神経エネルギーの適用後の腎動脈を示している。窓１７７３ａ〜１７７３ｅのそれぞれを通して腎動脈ＲＡに適用された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。
例示的目的で、図１７Ｂにおける腎動脈ＲＡが、腎動脈ＲＡに沿って長手方向に延在する複数の腎神経ＲＮと共に示されている。除神経ゾーン１７７４ａ〜１７７４ｅ（および対応する窓１７７３ａ〜１７７３ｅ）は、周辺に重複を提供しながら、互いに長手方向に間隔を置かれているため、各腎神経ＲＮのそれぞれが、除神経ゾーン１７７４ａ〜１７７４ｅの少なくとも１つを通過する。この配列により、除神経エネルギーは、腎動脈ＲＡの長さに沿った複数の窓１７７３ａ〜１７７３ｅの少なくとも１つを通して、腎神経のそれぞれに適用される。
エネルギーの周辺重複および／または周辺送達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し得る。
図１８Ａに示すように、導電性メッシュ構造１８７２は、長手方向区分の少なくとも一部において画定された窓１８７３を含む。導電性メッシュ構造１８７２は、窓１８７３を通した組織への除神経エネルギーの送達を可能にしながら、メッシュ構造１８７２の残り部分の組織への除神経エネルギーの送達を減弱または排除するように構成されている。基端および先端メッシュエンドキャップ１８７２ａ、１８７２ｂは、共鳴構造をメッシュ構造１８７２の領域に実質的に限定するように構成されていてもよい。
一部の実施形態において、窓１８７３は、約１／１０λよりも大きなメッシュ密度含むメッシュを含んでいてもよい。導電性メッシュ１８７２の窓でない領域は、約１／１０λよりも小さなメッシュ密度を有していてもよい。
図１８Ａに示された導電性メッシュ構造１８７２を用いて、除神経エネルギーを適用する方法が、図１８Ｂ〜１８Ｈに示されている。図１８Ｂに示すように、可撓性マイクロ波カテーテル１８２０の先端は、標的動脈（例えば、腎動脈ＲＡ）内に配置されている。図１８Ｃに示すように、外部シース１８３５が、導電性メッシュ構造１８７２を除去するために後退されており、導電性メッシュ構造１８７２が、拡張されている。窓１８７３は、腎動脈ＲＡの第一の標的部分１８７４ａに向けられており、第一の標的組織１８７４ａが窓１８７３に露出されているため、除神経エネルギーの第一の適用は、腎動脈ＲＡに適用される。除神経エネルギーの最初の適用の後、図１８Ｄに示される通り、導電性メッシュ構造１８７２が再配置され、それにより腎動脈ＲＡの異なる領域（例えば、第二の標的組織１８７４ｂ）を窓１８７３に露出する。導電性メッシュ構造１８７２は、再配置の間に完全に、または部分的に折り畳まれ、続いて図１８Ｅに示すように再拡張されてもよい。可撓性マイクロ波カテーテル１８２０を再配置させた後、除神経エネルギーの第二の適用が、第二の標的組織１８７４ａに適用される。図１８Ｆ〜１８Ｇに示すように、続いての可撓性マイクロ波カテーテル１８３０の再配置および除神経エネルギーの適用を、必要に応じてこの手法で送達して、それによりエネルギーを第一、第二、および第三の標的組織１８７４ａ〜１８７４ｃなどに適用してもよい。
導電性メッシュ構造１８７２は、最初、身体の血管内の最も遠い位置に配置され、続く各再配置のために基端に引っ張られる。一部の実施形態において、導電性メッシュ構造１８７２（そしてそれに伴って窓１８７３）は、可撓性マイクロ波カテーテル１８３０の長手方向軸の周りに独立して回転可能である。可撓性マイクロ波カテーテルを引き出し再挿入することを必要とせず、および／または可撓性マイクロ波カテーテル１８３０全体を回転させることを必要とせずに、外科医に導電性メッシュ構造１８７２をインサイチュで回転および／または操作させるために、非限定的にノブまたはレバーなどの回転アクチュエータ１．５ｇ（図７参照）が、カテーテルハブ１８（図７参照）上に提供されてもよい。
図１８Ａ〜１８Ｈの可撓性マイクロ波カテーテル３０は、放射部分１００の先端に温度センサー１８３４を含んでいてもよい。温度センサー１８３４を用いて、腎動脈内を循環して基端および先端エンドキャップメッシュ１８７２ａを通過する流体の温度を測定してもよい。温度センサー１８３４により測定された流体温度は、放射部分１００により送達されたエネルギーの指標となり得る。温度センサー１８３４により測定された流体温度は、基端および先端エンドキャップメッシュ１８７２ａを通る流体の流速の指標となり得る。低流速は、予期されなかった温度上昇、温度変化率の変化、および／またはエネルギー送達が終了した時の温度低下の不足により特徴を表す場合がある。低流速は、血栓、塞栓、または導電性メッシュ構造１８７２の付近の他の遮断の存在を示す場合がある。
センサーリード１８３４ａは、導電性メッシュ構造１８７２の外表面に沿って走らせる。導電性メッシュ構造１８７２は、放射部分１００により発生された電磁場からセンサーリード１８３４ａを少なくとも一部、分離している。
１つ以上の証拠が、回転アクチュエータ１５ｇに関連して与えられて、導電性メッシュ構造１８７２の位置を外科医に通知してもよい。一部の実施形態において、導電性メッシュ構造１８７２またはその一部は、造影技術により検出可能な材料から形成され、それにより蛍光透視法または他の医療用造影デバイス、例えばＭＲＩおよび／または血管造影法で外科医にその位置を決定させることができる。
一部の実施形態において、放射部分１００は、複数の給電間隙１９５０ａ、１９５０ｂ、１９５０ｃ（例えば、エネルギー給電点）を含む本開示に係るアンテナ構造を含む。図１９Ａは、複数の放射給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃが設けられている先端の放射部分１００に結合された可撓性同軸ケーブル１９３２を含む可撓性マイクロ波カテーテル１９３０を示している。放射部分１００は、第一の給電間隙１９５０ａ、第一の給電間隙１９５０ａより先端の第二の給電間隙１９５０ｂ、ならびに第一および第二の給電間隙１９５０ａ、１９５０ｂより先端の第三の給電間隙１９５０ｃを含む。これらの実施形態において、組織に送達される全ての電力は、複数の放射給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃ間で分割される。エネルギー総量のどれ程の割合が各給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃにより送達されるかを決定するために、各給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃの寸法、例えば露出された内部導体の長手方向の長さが調整されてもよい。
図１９Ａは、３つの給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃが設けられている、放射部分１００を有する１つの非限定的例を示している。発生装置から到着したエネルギーは、最初、第一の放射給電間隙１９５０ａに到達するが、給電間隙１９５０ａは、到着するエネルギーの１／３を送達するように寸法が設定され得る。第二の放射給電間隙１９５０ｂに移動すると、全エネルギーの１／３が第一の放射給電間隙１９５０ａにより伝搬されたため、全エネルギーの２／３が、第二の放射給電間隙１９５０ｂに到達する。したがって、第二の放射給電間隙１９５０ｂは、到達したエネルギーの半量を伝搬するため、全エネルギーの１／３を組織に送達しなければならない。最後に、全エネルギーの１／３が、第三の放射給電間隙１９５０ｃに到着し、第三の放射給電間隙１９５０ｃは、到着したエネルギーの１００％を伝搬して、全エネルギーの１／３を組織に送達しなければならない。
図１９Ａにおいて、複数の放射スロット１９７３ａ〜１９７３ｃが設けられている放射部分１００は、導電性メッシュ構造１９７２内の放射部分をセンタリングする導電性メッシュ構造１９７２を含み、窓１９７３ａ〜１０７３ｄを通して除神経エネルギーを組織に送達するための複数の窓１９７３ａ〜１０７３ｄを含む。一部の実施形態において、各窓１９７３ａ〜１０７３ｄは、除神経エネルギーを導電性メッシュ構造１９７２の円周の９０°に送達するように構成されている。一部の実施形態において、各窓の半径区分は、窓の合計数に関係する。
一部の実施形態において、同軸絶縁体Ｄ０〜Ｄ７の誘電率は、放射部分１００の特定の構造に一致するように選択される。例えば基端の同軸絶縁体Ｄ０の誘電率は、可撓性同軸ケーブル１８３２の誘電率に関係させることができ、残りの同軸絶縁体Ｄ０〜Ｄ７の誘電率は、放射部分１００の特定の区分に関係させる。
一部の実施形態において、各給電間隙１９５０ａ〜１９５０ｃの幅は、以下に詳細に説明するように、各スロットの一様なエネルギー送達を促進するように変動させる（図５１〜５３参照）。
一部の実施形態において、基端メッシュ構造１９７２ａおよび先端メッシュ構造１９７２ｂは、流体流動の最小限の制限を提供するように構成されている。基端メッシュ構造１９７２ａおよび先端メッシュ構造１９７２ｂを通る流体の十分な流れが、冷却効果を提供し、凝血を予防し得る。一部の実施形態において、マイクロ波エネルギー送達システムは、血液の温度が凝血レベルに近づき、および／またはそれを超えて上昇すれば、マイクロ波エネルギーのパワー信号送達を停止させる。
図１９Ｂに示される通り、各窓１９７３ａ〜１０７３ｄは、除神経エネルギーを腎動脈ＲＡ上の対応する標的組織１９７４ａ〜１９７４ｄに送達し、腎動脈ＲＡの全円周に沿った組織の少なくとも一部が、長手方向の長さに沿って標的となる。
一部の実施形態において、図２０に示すように、複数の給電間隙を有するため、複数の対応する導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃが提供される。各給電間隙２０５０ａ〜２０５０ｃは、個々の導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃに動作可能に結合している。各個々の導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃは、本明細書に記載の通り、様々なメッシュ密度構成および／または１つ以上の窓２０７３ａ〜２０７３ｃを含んでいてもよい。図２０に示される通り、窓２０７３ａ〜２０７３ｃの配向は、異なる方向に放射するように配列されていてもよい（例えば、半径方向に分布される）。一部の実施形態において、窓２０７３ａ〜２０７３ｃは、類似の方向に放射するように配列されていてもよい（例えば、半径方向に指標が付けられる）。
導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの１つ以上は、個別にまたは縦列で、可撓性マイクロ波カテーテル２０３０の長手方向軸の周りを独立して回転可能であってもよい。１つ以上の対応するアクチュエータ１５ｇ（図７参照）が、例えばカテーテルハブ１８（図７参照）上に提供されてもよく、導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの遠隔配置および／またはモニタリングを可能にしてもよい。
個々のアクチュエータは、１つ以上の導電性メッシュ構造２０７３ａ〜２０７３ｃに選択的に結合されており、それにより所望の場合に導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃの任意の組み合わせを外科医に操作／回転させてもよい。例えば非限定的に、各導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃは、スイッチをつけた時に各メッシュ構造をダイアルアクチュエータに動作可能に連結させるようにスイッチが結合していてもよい。１つ以上の導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃが、この手法で選択されてもよく、それによりダイアルアクチュエータが回されると、選択された導電性メッシュ構造２０７２ａ〜２０７２ｃがそれに応じて回転する。電気機械的または機械的用法、非限定的にクラッチ、歯止め、水圧式連結、磁気流動学的連結、モーター、ステッパー、１つ以上のギア、１つ以上のローラー、１つ以上の滑車などをはじめとする他のアクチュエータの制御スキームおよび連結配列が、追加または別法として、本開示に係るカテーテルまたはシステムに含まれていてもよい。
図２１に示すように、本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル２１３０は、１つ以上の給電間隙２１５０ａ〜２１５０ｃの間、またはそれに隣接して配列された１つ以上のメッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄを含んでいてもよい。メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、個々に、または集合的に拡張可能および／または折畳み可能であってもよい。可撓性マイクロ波カテーテルは、メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄの１つ以上を選択的に展開してエネルギー送達領域を変動させるために先端に引き出し得る外部シース２１３５を含んでいてもよい。給電間隙２１５０ａ〜２１５０ｃの寸法、例えば各給電間隙２１５０ａ〜２１５０ｃの長さＬ１〜Ｌ３は、除神経エネルギー（例えば、マイクロ波エネルギー）を本明細書に記載の給電間隙２１５０ａ〜２１５０ｃの周りに分布させるように調整されてもよい。一般に管形状を有する移行性誘電体２１２６ａ〜２１２６ｃの長さは、給電間隙２１５０ａ〜２１５０ｃの１つ以上の内部で露出された内部導体２１２０の周りに同軸上に配設されておりもよく、各区分を負荷すること、インピーダンス整合を改善すること、反射率および／または定常波を低減すること、効率的に改善すること、ならびに塞栓（例えば、凝血）のリスクを低減することができる。
メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、管状の身体構造または身体部分（例えば、腎動脈ＲＡ）内で放射部分１００をセンタリングするように構成されている。一部の実施形態において、管状の身体構造は、均一な形状でなくてもよく、メッシュ構造のそれぞれの径は、管状の身体構造の不均一な形状を収容するように変動しており、それにより管状の身体構造または身体部分の内部の放射部分１００をセンタリングしてもよい。メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄのそれぞれは、異なる材料から形成されていてもよい。一部の実施形態において、メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄの１つ以上は、チョークまたはバランとして機能し、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がメッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄを超えて長手方向に伝搬するのを予防してもよい。例えば一実施形態において、基端のメッシュ構造２１７２ａおよび先端のメッシュ構造２１７２ｄは、導電性材料を含んでおり、そしてチョークまたはバランとして機能し、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が基端メッシュ構造２１７２ａから基端に、そして先端メッシュ構造２１７２ｄから先端に伝搬するのを予防してもよい（例えば、軸方向の放射部分からのマイクロ波エネルギーの伝搬を低減する）。
一部の実施形態において、基端メッシュ構造２１７２ａおよび／または先端メッシュ構造２１７２ｄは、放射部分１００の操作周波数で効果的な電気的壁として作用するために、より高密度を有する。
一部の実施形態において、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ており、それにより給電間隙２１５０ａのそれぞれにより発生されたエネルギーの電波を限定する。図２１Ａに示すように、可撓性マイクロ波カテーテル２１５０の先端部分は、ゾーンＤ０〜Ｄ７により画定されていてもよい。ゾーンＤ０において放射されたエネルギーは、基端メッシュ構造２１７２ａにより限定される。各メッシュ構造２１７２ａ〜２１７２ｄは、それぞれゾーンＤ１、Ｄ３、Ｄ５およびＤ７においてマイクロ波エネルギーを限定する。ゾーン２のエネルギーは、第一の給電間隙２１５０ａにより放射されたエネルギーに限定され、ゾーン４のエネルギーは、第二の給電間隙２１５０ｂにより放射されたエネルギーに限定され、ゾーン６のエネルギーは、第三の給電間隙２１５０ｃにより放射されたエネルギーに限定される。
一部の実施形態において、基端および／または先端表面は、基端および／または先端表面を導電性フィルム、ホイル、および／またはインクで選択的にコーティングされて、エネルギーの方向性を強化してもよい。
図２２Ａ〜図２３Ｂに示すように、本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテル２２３０は、バスケット様および／または傘様形状を有する先端メッシュバスケット構造２２７８ａ、２２７８ｂを含む。先端メッシュバスケット構造は、先端尖端および基端開口（拡張可能な）端部を含む。先端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の先端キャップ２２３３に、またはそれに隣接して固定されている。この配列により、先端メッシュバスケット構造は、例えば、血塊および他の生体材料が血流に入るのを予防するために、使用時に形成され得る任意の塞栓性材料を捕捉してもよい。
図２２Ａにおいて、先端メッシュバスケット構造２２７８ａおよびメッシュ構造２２７２ａは、管状の身体構造（例えば、腎動脈ＲＡ）内で放射部分１００の給電間隙２２５０をセンタリングするように、および／または本明細書に記載の通りエネルギーの先端伝搬を予防もしくは低減することにより除神経エネルギーの送達を改善するように、構成されている。
図２２Ｂにおいて、放射部分１００は、天然の体腔（例えば、腎動脈ＲＡ）内の放射部分１００の給電間隙２２５０をセンタリングするための先端および基端メッシュ構造を含む。先端メッシュバスケット構造２２７８ｂは、テザー２２７８ｃを介してキャップ２２３３に結合されている。テザー２２７８ｃは、カテーテルハブ１８内で回転アクチュエータ１５ｇにより放出されてもよく（図７参照）、またはテザー２２７８ｃは、ガイドワイヤーシステム内に組み込まれていてもよい。
図２３に示すように、本開示に係る階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０は、階段状の構成を有し、基端部分２２３０ａが第一のより大きな径を有し、先端部分２３３０ｂが、第二のより小さな径を有する。一般にシステムにより送達可能な電力量が、内部の導体のサイズにより少なくとも一部、決定される。基端部分２３３０ａが大きい程、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、導体は、小さな導体よりも大きな出力を取り扱うことができる。導体が大きい程、薄い導体よりも可撓性が小さくなる傾向がある。有利には、開示の階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の先端可撓性同軸ケーブル２３３２ｃがより薄くより可撓性があれば、管状身体構造（例えば、腎動脈ＲＡ）または他の身体部分の回旋の多い領域で、階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の先端部分２３３０ｂの容易な供給が可能になるが、階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の基端部分２３３０ａが大きい程、より大きくより直線状の管状身体構造（例えば、大腿動脈）に十分に適合する。階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の基端部分２３３０ａでは損失が少ないため、標的部位に送達可能なエネルギー量が増加し得る。
階段状の可撓性マイクロ波カテーテル２３３０の各基端および先端部分２３３０ａ、２３３０ｂの可撓性同軸ケーブル２３３２ａ、２３３２ｂは、先細の整合ネットワーク２３３２ｃにより連結されている。先細の整合ネットワーク２３３２ｃは、直線状の先細部分および／または指数関数的な先細部分を含んでいてもよい。追加または別法として、異なる誘電層が、可撓性同軸ケーブル２３３２内の基端区分２３３０ａ、先細区分２３３２ｃ、および／または先端区分２３３２ｃにおいて用いられて、整合を改善すること、反射／定常波（ＶＳＷＲ）を低減すること、および損失を低減することができる。
図２４に示すように、本開示に係る一部の実施形態において、天然管腔のための可撓性マイクロ波カテーテル２４３０の放射部分は、生体適合性の弾性材料から形成された膨張可能なバルーン２４７９を含む。膨張可能なバルーン２４７９は、非限定的に誘電性流体（例えば、生理食塩水または脱イオン水）および／または気体（例えば、空気、ＣＯ２など）をはじめとする任意の適切な媒体で膨張されてもよい。一部の実施形態に給電間隙２４５０が、膨張可能なバルーン２４７９内に含まれていてもよく、誘電性流体および／または膨張可能なバルーンの一部が、本明細書に議論された解剖学的共鳴構造の一部を形成していてもよい。膨張可能なバルーン２４７９は、使用時にバルーンを通る管内流体の流れ（例えば、血流）を容易にするように配列された、略長手方向の配向で配設された１つ以上の導管または溝を含んでいてもよい（図２５Ａ〜２５Ｂおよび２６Ａ〜２６Ｃ）。１つ以上のバルーン導管と流体連通しており、血管流体の流れを促進する１つ以上の流体孔が、カテーテルの基端部分および／またはカテーテルのチップにおいて提供されてもよい。バルーンの少なくとも一部は、配設された導電層を含んでいてもよい（図５８Ａ〜５８Ｄ参照）。導電層は、バルーンの外表面または好ましくはない表面に配設されていてもよい。導電層は、非限定的に薄膜付着、メッキ、導電性インク、ホイルなどの適用をはじめとするコーティングまたは付着の任意の適切な手法により形成されてもよい。一部の実施形態において、導電層は、導電性銀インクから形成されている。導電層は、導電層パターンの要素内および要素間の導電性を維持しながら、バルーンの弾性膨張および収縮を容易にする一定のパターン、例えば螺旋状パターン、格子パターン、ハーフトーンパターン、勾配パターン、または任意のパターンで形成されていてもよい。一部の実施形態において、透明な（例えば、インクの被覆がない）螺旋状領域が、約３〜５ミル（０．００３インチ〜Ｑ．（Ｘ）５インチ）の幅を有していてもよい。この配列により、ファラデーケージが、導電層により形成されてもよく、それにより放射パターンと、それに伴う除神経エネルギーの送達を改善してもよい。例えば非限定的に、本開示に係るバルーンは、中央部分に沿って導電性材料をほとんどまたは全く有さず、基端および先端に配設された螺旋状導電パターンを含んでいてもよい。実施形態において、バルーン構造は、メッシュ構造のこれまで記載された構成、例えば窓付きバルーン（バルーンの窓部分以外の全てに導電性コーティングを有する）、マルチプルバルーン、マルチプルウインドウ付きのシングルバルーン、回転可能なバルーンなど、により配列された導電パターンを含んでいてもよい。
図２５Ａは、先端の膨張可能なバルーン２５７９内の先端放射部分を有する可撓性マイクロ波カテーテル２５３０に結合されたカテーテルハブ２５１８を含む本開示の一部の実施形態に係るマイクロ波エネルギー送達システム２５１２を示している。システム２５１２は、膨張可能なバルーン２５７９に関係する態様を示しているに過ぎず、本明細書に記載の任意の態様または実施形態が、システム２５１２内に組み込まれていてもよいことは理解されよう。
バルーンカテーテルハブ２５１８は、膨張可能なバルーン２５７９を、膨張および／または収縮するためのバルーン流体カップラー２５４５を含む。バルーンカテーテルハブ２５１８は、本明細書に記載のカテーテルハブ１８およびカップラー４５または調節可能な流体カップラー８４５の任意の他の態様を含んでいてもよい（図７〜９Ｃ参照）。バルーン流体カップラー２５４５は、それぞれ流入および流出プレナム２５４２ｂ、２５４３ｂと流体連通した流入および流出孔２５４２ａ、２５４３ａを形成している。流入および流出プレナム２５４２ｂ、２５４３ｂは、流体流動ルーメンと、可撓性同軸ケーブル２５３２と、外部シース２５３５との間に形成された各流入および流出流体通路２５４４ａ、２５４４ｂと流体連通している。
図２５Ａ〜２５Ｂに示すように、膨張可能なバルーン２５７９は、バルーンの空洞２５７９ｂの外表面を形成する膨張可能な材料２５７９ａを含む。バルーンの空洞２５７９ｂは、各バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄにより形成された１つ以上のチャンバーを含んでいてもよい。一部の実施形態において、膨張可能なバルーン２５７９は、３つの突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄを含み、各バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｃにより形成された空洞が流入流体通路２５４４ａから提供された流体により膨張される。
バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄは、体腔または身体部分において放射部分１００をセンタリングするように構成されている。バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄは、各バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄと体腔の間を通過する流体の通路を提供し、流体流動が、バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄおよび体腔に冷却を提供する。
放射部分を通過する十分な血流を維持することが、遠隔先端への重要な血流を遮断するバルーンセンタリングデバイスなどの例において重要である。そのため、本明細書に記載の膨張可能なバルーン２５７９のいずれかが、他のセンタリングデバイスおよび可撓性マイクロ波カテーテル３０のいずれかに加えて、円周の周りに複数の陥入（例えば、ひだ、溝または折り重ねた部分）を有するように作製されてもよく、それにより流体（血液）が、設置された構造の上を通過し続けてもよい。
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空洞２５７９ｂの最先端部分に送達される。流体は、バルーン空洞２５７９ｂの最基端部分に結合された流出流体通路２５４４ｂを通ってバルーン空洞２５７９ｂを排出する。そのため、流体は、バルーン空洞２５７９ｂを通って基端方向に流れ、それにより放射部分１００への追加的冷却供給源を提供する。一部の実施形態において、流体流動は、放射部分１００により発生された熱を分散させるため、および誘電性緩衝物質を維持するために必要となる。
膨張可能なバルーン２５７９は、バルーン突出部２５７９ｂ〜２５７９を含む様に事前に成形されてもよい。一部の実施形態において、膨張可能な材料２５７９ａは、各突出部２５７９ｂ〜２５７９ｄ間で放射部分１００に接合されている。
システム２５１２は、膨張可能なバルーン２５７９内の圧力を維持するために圧力調節を含んでいてもよい。圧力の維持は、アンテナの位置を維持するため、および膨張可能なバルーンと体腔との間の通路を維持するために必要となる場合がある。圧力調節は、流体冷却システム４０（図７参照）内のポンプまたは機械的調節装置へのフィードバックとして、圧力センサーを用いて流出孔２５４２ａの圧力を調節することにより遂行されてもよい。圧力調節は、バルーン流体カップラー２５４５内の差動圧力調節装置２５３４ｄを用いて、流入孔２５４２と流出孔２５４３ａとの間で異なる圧力を維持することにより実行されてもよい。
一部の実施形態において、膨張可能なバルーン内の流体は、管状の管腔および／または身体構造内に排出される。膨張可能なバルーン２５７９は、流入流体通路２５４４ａから流体を受け取る。膨張可能なバルーン２５７９内の圧力を維持し、および／または膨張可能なバルーン２５７９の形状を維持するために、膨張可能なバルーン２５７９内の流体は、膨張可能な材料２５７９ａ内に形成されたオリフィスを通って漏出する。管状の管腔および／または身体構造内に排出された流体の量は、手順の長さおよびオリフィスのサイズに依存し得る。
圧力は、解剖学的測定を実施することにより調節されてもよい。例えば血管系において用いられる場合、膨張可能なバルーン２５７９内の圧力は、圧力センサー２５４２εを用いて調節し、膨張可能なバルーン２５７９の内側の収縮期血圧パルスを検出してもよい。血管構造が膨張可能なバルーン２５７９の膨張によってより閉塞するようになると、膨張可能なバルーン２５７９の内側で測定された血圧パルスが増加し、圧力パルスが減少すると、バルーン２５７９の膨張が少なくなる。
図２６Ａ〜２６Ｃは、体腔内の放射部分（例えば、腎動脈ＲＡ）をセンタリングするための膨張可能なバルーン２６７９の別の実施形態を示している。膨張可能なバルーン２６７９は、膨張可能なハウジング２６７９ｅに接合された第一、第二、および第三の突出部２６７９ｂ〜２６７９ｄを含む。膨張可能なハウジング２６７９ｅは、冷却流体を収容する内部チャンバーを形成している。膨張可能なハウジング２６７９ｅからの冷却流体は、複数の流入流体通路２６４４ａを介して第一、第二、および第三の突出部２６７９ｂ〜２６７９ｄに流れる。
図２７Ａ〜４１Ｂは、本開示に係る放射部分を体腔または身体構造内に配置させるために用いられ得る様々なセンタリングデバイスを示している。１つ以上のセンタリングデバイスは、可撓性マイクロ波カテーテルの任意の部分に結合されていてもよい。一部の実施形態において、センタリングデバイスは、展開可能な部分に結合されており、第一の非展開位置では、センタリングデバイスは拘束状態にあり、第二の展開位置では、センタリングデバイスは非拘束状態にあり、例えば拡張して、体腔内の放射部分をセンタリングするように構成されている。
図２７Ａ〜２７Ｄは、体腔ＢＬ内の放射部分１００をセンタリングするためのセンタリングフィン２７９０を示している。センタリングフィン２７９０は、可撓性マイクロ波カテーテル２７３０の一部に結合された第一、第二、および第三のフィン２７９０ａ〜２７９０ｃを含む。図２７Ａは、外部シース２７３５内に抑制されたセンタリングフィン２７９０を示している。センタリングフィン２７９０は、放射部分１００より先端に示されているが、センタリングフィン２７９０が、放射部分１００に隣接して、またはその付近に配置されていてもよい。図２７Ｂは、外部シース２７３５により抑制され、互いに関して約１２０°ずれて置かれているフィン２７９Ｃ）ａ〜２７９Ｑｅのそれぞれを示す図２７Ａの横断面図である。
図２７Ｃ〜２７Ｄにおいて、センタリングフィン２７９０および放射部分１００は、外部シース２７３５から展開されている。フィン２７９０ａ〜２７９０ｃは、外部シース２７３５の拘束から解放されると、放射部分１００を体腔ＢＬの中心の周りでセンタリングする。使用後に、センタリングフィン２７９０および放射部分１００は、外部シース２７３５内で拘束位置に抑制される(図２７Ａ参照）。
図２７（１に示すように、センタリングフィン２７９０は、体腔ＢＬと接触させることにより放射部分１００をセンタリングしてもよい。一部の実施形態において、センタリングフィン２７９０は、体腔ＢＬ内での流体／水力学的および／または機械的力により放射部分１００をセルフセンタリングして、一様なエネルギー送達を確実に行う。
一部の実施形態において、キャップ２７３３は、可撓性マイクロ波カテーテル２７３０から先端に延在し、放射区分１００を体腔内の標的組織に隣接して配置させる。例えばキャップ２７３３は、腎臓の門にある腎動脈の分岐に入り、および／またはそこに定置するような寸法であってもよい。キャップ２７３３と放射部分１００との距離は、放射部分１００が腎動脈内の標的組織に隣接して配置されるような寸法である。
図２８は、先端レシーバー２８９１εに結合して基端レシーバー２８９１ｆを形成する４つのプロング２８９１ａ〜２８９１ｄを含む４プロングセンタリングデバイス２８９１を示している。先端レシーバー２８９１ｅおよび基端レシーバー２８９１ｆは、それぞれ内部に可撓性同軸ケーブル（不図示）の一部を受け入れるように構成されている。
図２９〜３２は、体腔ＢＬ内の放射部分１００をセンタリングするためのセンタリングバスケット２９９２を示している。各センタリングバスケット２９９２は、基端レシーバー２９９２ｅおよび先端レシーバー２９９２ｆに結合した第一、第二、第三および第四のバンド２９９２ａ〜２９９２ｄを含む。一部の実施形態において、基端レシーバー２９９２ｅおよび先端レシーバー２９９２ｆの少なくとも１つは、可撓性マイクロ波カテーテルの一部に締結されているが、他のレシーバーは、可撓性マイクロ波カテーテルから自由に滑動する。そのため展開状態では、センタリングバスケット２９９２は、図２９に示すように拡張している。（例えば、外部シースまたは類似のデバイスで拘束されている）非展開状態では、ハンド２９９２ａ〜２９９９２ｄが、圧縮されており、それによりセンタリングバスケット２９９２を伸長させる。
図２９において、基端レシーバー２９９２ｅは、放射部分１００より先端にあり、長尺状キャップ２９３３に結合している。先端レシーバー２９９２ｆは、拘束されておらず、長尺状キャップ２９３３から先端に伸長している。一部の実施形態において、長尺状キャップ２９３３の先端は、丸まった表面を含み、可撓性マイクロ波カテーテルの２９３０の標的組織への挿入および／またはナビゲーションを容易にする。
図３０において、センタリングバスケット３０９２は、放射部分１００の付近に配置されている。先端レシーバー３０９２ｅは、可撓性マイクロ波カテーテル３０３０に締結されている。基端レシーバー３０９２ｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３０３０の上を自由に滑動し、それにより外部シースまたは類似のデバイス内に拘束されている時には、センタリングバスケット３０９２を圧縮および伸長させることができる（明示的には不図示）。
図３１において、センタリングバスケット３１９２は、放射部分１００の周りをセンタリングされており、先端レシーバー３１９２ｅが、放射部分１００とキャップ３１２２との間で可撓性マイクロ波カテーテル３１３０に締結されている。基端レシーバー３１９２ｆは、放射部分１００付近で可撓性マイクロ波カテーテル３０３０の上を自由に滑動し、それにより外部シースまたは類似のデバイス内に拘束されている時には、センタリングバスケット３１９２を圧縮および伸長させることができる。
図３２Ａおよび３２Ｂにおいて、基端センタリングバスケット３２９２ａおよび先端センタリングバスケット３２９２ｂは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に結合されている。基端センタリングバスケット３２９２ａおよび先端センタリングバスケット３２９２ｂは、放射部分１００をセンタリングするように構成されており、図３２Ａでは基端給電間隙３２５０ａおよび先端給電間隙３２９２ｂ、ならびに図３２Ｂでは基端給電間隙３２５０ａを含む。基端センタリングバスケット３２９２ａは、基端給電間隙３２５０ａより基端に配置され、先端レシーバー３２９２ａｅは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結されている。基端センタリングバスケット３２９２ａの基端レシーバー３２９２ａｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０の上を自由に滑動し、それにより外部シースまたは類似のデバイス内に拘束されている時には、基端センタリングバスケット３２９２ａを圧縮および伸長させることができる（毎各に図示しない）。
図３２Ｂにおいて、先端センタリングバスケット３２９２ｂは、先端給電間隙３２５０ｂ上でセンタリングされており、先端レシーバー３２９２ｂｅが、先端給電間隙３２５０とキャップ３２３３との間で可撓性マイクロ波カテーテル３１３０に締結されている。先端センタリングバスケット３２９２ｂの基端レシーバー３２９２ｂｆは、先端給電間隙３２５０ｂの付近で可撓性マイクロ波カテーテル３２３０の上を自由に滑動し、それにより外部シースまたは類似のデバイス内に拘束されている時には、先端センタリングバスケット３２９２ｂを圧縮および伸長させることができる。
図３２Ｂにおいて、基端給電間隙３２５０ａは、基端センタリングバスケット３２９２ａと先端センタリングバスケット３２９２ｂとの間でセンタリングされている。一部の実施形態において、基端センタリングバスケット３２９２ａは、基端給電間隙３２５９ａより基端に配置され、先端レシーバー３２９２ａｅは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０に締結されているため、基端センタリングバスケット３２９２ａの基端レシーバー３２９２ａｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０の上を自由に滑動する。先端センタリングバスケット３２９２ｂは、基端給電間隙３２５０ａより先端に配置され、先端レシーバー３２９２ｂｅは、キャップ３２３３付近で可撓性マイクロ波カテーテル３１３０に締結されているため、基端レシーバー３２９２ｂｆは、可撓性マイクロ波カテーテル３２３０の上を自由に滑動する。そのため、基端および先端センタリングバスケット３２９２ａ、３２９２ｂは、外部シースまたは類似のデバイス内に拘束されている時には、圧縮および伸長することができる。
図３３において、デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３が、放射部分１００の給電間隙３２５０の周りでセンタリングされている。デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３は、可撓性マイクロ波カテーテル３３３３に締結された基端レシーバー３３９３ｆと、可撓性マイクロ波カテーテル３３３０のキャップ３３３３の上を自由に滑動する先端レシーバー３３９３ｂと、を含む。
デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３は、それぞれ第一および第二のバンド３３９３ａおよび３３９３ｂを含み、それらは互いに１８０°ずれている。そのため、デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３は、体腔ＢＬ内で拡張されると、体腔ＢＬを放射部分１００の給電間隙３３５０に向けて引き寄せながら（例えば、デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３のそれぞれの側に沿って）、第一および第二のバンド３３９３ａ、３３９３ｂに関して体腔ＢＬを伸長する。この手法において、デュアルバンドセンタリングデバイス３３９３は、体腔を長円形に成形し、給電間隙３３５０に向けて引き寄せられた部分は、長円形の同軸配列のためホットスポットを生成する。
図３４において、クローバー形センタリングデバイス３４９４は、放射部分１００の給電間隙３４５０より先端のキャップ３４３３に結合されている。クローバー形センタリングデバイス３４９４は、可撓性マイクロ波カテーテル３４３０の円周の周りで等しく間隔を置かれた複数のペタル３４９４ａ〜３４９４ｄを含む。複数のペタル３４９４ａ〜３４９４ｄは、形状記憶材料、例えばニチナル（ｎｉｔｏｎａｌ）から形成されており、それによりペタル３４９４ａ〜３４９４ｄが外方へ拡張して、外部シース３４３５から展開された後、クローバー形を形成してもよい。
一部の実施形態において、クローバー形センタリングデバイス３４９４は、放射部分１００から電気的に分離されている。クローバー形センタリングデバイス３４９４は、接着性を有する誘電体（例えば、誘電性グルー）により接合されており、それによりクローバー形センタリングデバイス３４９４のペタル３４９４ａ〜３４９４ｄおよび／または放射部分１００の任意の金属部分間の金属間接触を予防してもよい。
図３５において、可撓性マイクロ波カテーテル３５３０は、クローバー形センタリングデバイス３５９４およびセンタリングバスケット３５９２を含む。クローバー形センタリングデバイス３５９４は、先端キャップ３５３３に接合して、放射部分１００の給電間隙３５５０の先端に配置される。センタリングバスケット３５９２は、給電間隙３５５０より基端の可撓性マイクロ波カテーテル３５３０の一部の上に配置される。
図３６Ａおよび３６Ｂは、本開示の一部の実施形態に係るパドルセンタリングデバイス３６９５を示している。パドルセンタリングデバイス３６９５は、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の一部に固定された第一、第二、および第三のパドル３６９５ａ〜３６９５ｃを含む。パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、各パドル３６９５ａ〜３６９５ｃを可撓性同軸ケーブル３６３２に枢着および／または過度に付着させるヒンジ様の付着３６９５ｄにより固定されていてもよい。
図３６Ａにおいて、パドルセンタリングデバイス３６９５のパドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３６３０の外部シース３６３５内に拘束されている。拘束状態ではパドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、内方に折り曲げられて、可撓性同軸ケーブル３６３２に隣接して配置されている。
図３６Ｂにおいて、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の外部シース３６３５から展開されて示されている。パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、各パドルをヒンジ様の付着に関して移動させることにより開口される。開口位置において、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、パドルストップ３６９５ｅにより過度な拡張を予防されており、および／またはヒンジ様の結合３６９５ｄにより運動が限定されている。幾つかの実施形体において、パドルストップ３６９５ｅは、可撓性同軸ケーブル３５３２上に形成されたチョークまたはバランである。
パドル３６９５ａ〜３６９５ｅが、図３６Ａに示された閉鎖状態と図３６Ｂに示された開放状態を連結させてもよい。一部の実施形態において、連結は、カテーテルハブ１８上のアクチュエータにより影響を受け得る（図７参照）。一部の実施形態において、連結は、外部シース３６３５から可撓性同軸ケーブル３６３２の展開により影響を受け得る。
パドルセンタリングデバイス３６９５は、可撓性マイクロ波カテーテル３７３０に関して対称に配置された（例えば、規則的に分布された）パドル３６９５ａ〜３６９５ｃを任意の数含んでいてもよい。一部の実施形態において、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、長さおよび幅が実質的に同一であるが、一部の実施形態では、パドル３６９５ａ〜３６９５ｃは、長さおよび／または幅が変動してもよい。
図３７Ａおよび３７Ｂは、本開示の一部の実施形態に係るデュアルパドルセンタリングデバイス３７９５を示している。デュアルパドルセンタリングデバイス３７９５は、基端パドルセンタリングデバイス３７９５ａおよび先端パドルセンタリングデバイス３７９５ｂを含む。基端パドルセンタリングデバイス３７９５ａは、第一の給電間隙３７５０ａと第二の給電間隙３７５０ｂとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３７３０上に配置されている。先端パドルセンタリングデバイス３７９５ｂは、第二の給電間隙３７５０ｂと第三の給電間隙３７５０ｃとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３７３０上に配置されている。基端パドルセンタリングデバイス３７９５ａと先端パドルセンタリングデバイス３７９５ｂは、体腔ＢＬ内で第一の給電間隙３７５０ａ、第二の給電間隙３７５０ｂおよび第三の給電間隙３７５０ｃをセンタリングする。
図３８Ａおよび３８Ｂは、本開示の一部の実施形態に係るパドルセンタリングデバイス３８９６を示している。パドルセンタリングデバイス３８９６は、可撓性マイクロ波カテーテル３８３０の一部に固定された第一、第二、および第三のパドル３８９６ａ〜３８９６ｃを含む。パドル３８％ａ〜３８９６ｃは、各パドル３８９６ａ〜３８９６ｃを可撓性マイクロ波カテーテル３８５０に枢着および／またはヒンジ式に付着させるヒンジ様付着３９９６ｄにより固定されていてもよい。
図３８Ａにおいて、パドルセンタリングデバイス３８９６のパドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、可撓性マイクロ波カテーテル３８３０の外部シース３８３５内に拘束されている。拘束状態において、パドル３８９６ａ〜３８９６ｅは、内方に折り曲げられて、可撓性同軸ケーブル３８３２に隣接して配置されている。
図３８Ｂにおいて、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の外部シース３８３５から展開されて示されている。パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、各パドルをヒンジ様の付着の周りを移動させることにより開口される。開口位置において、パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、パドルストップ（例えば、外部シース３８３５）により過度な拡張を予防されており、および／またはヒンジ様の結合３８９６ｄにより運動が限定されている
パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、図３８Ａに示された閉鎖状態と図３８Ｂに示された開放状態を連結させてもよい。一部の実施形態において、連結は、カテーテルハブ１８上のアクチュエータにより影響を受け得る（図７参照）。一部の実施形態において、連結は、外部シース３８３５から可撓性同軸ケーブル３８３２の展開により影響を受け得る。
パドル３８９６ａ〜３８９６ｃは、図３８Ｂに示すように、流体流動ＦＦの反対方向に開口していてもよく、またはパドル３６９５ａ〜３６９５ｃ（図３６Ａ〜３６Ｂ参照）は、流体流動ＦＦと同じ方向に開口していてもよい。
図３９Ａおよび３９Ｂは、本開示の一部の実施形態に係るデュアルパドルセンタリングデバイス３９９６を示している。デュアルパドルセンタリングデバイス３９９６は、基端パドルセンタリングデバイス３９９６ａおよび先端パドルセンタリングデバイス３９９６ｂを含む。基端パドルセンタリングデバイス３９９６ａは、第一の給電間隙３９５０ａの付近の可撓性マイクロ波カテーテル３９３０上に配列されている。先端パドルセンタリングデバイス３９９６ｂは、第一の給電間隙３９５０ａと第二の給電間隙３９５０ｂとの間で可撓性マイクロ波カテーテル３９３０上に配置されている。基端パドルセンタリングデバイス３９９６ａおよび先端パドルセンタリングデバイス３９９６ｂは、体腔ＲＬ内で第一の給電間隙３９５０ａおよび第二の給電間隙３９５０ｂをセンタリングする。
図４０Ａおよび４０Ｂは、複数のタイン４０９７を有する可撓性マイクロ波カテーテル４０３０の先端放射部分１００をセンタリングする展開可能なセンタリングデバイスを示している。非展開状態では図４０Ａに示すように、タインは、可撓性マイクロ波カテーテル４０３０の外部シース４０３５内に抑制されている。外部シース４０３５は、基端に後退されており、それにより放射部分１００およびタイン４０９７を外部シース４０３５から展開してもよい。あるいは放射部分１００およびタイン４０９７は、外部シース４０３５から先端に展開してもよい。展開状態では図４０Ｂに示すように、タインは可撓性マイクロ波カテーテルに付着されており、そこから半径方向に外方へ延在し、それにより腎動脈ＲＡ内の放射部分をセンタリングする。
図４１Ａは、可撓性マイクロ波カテーテル４０３０の先端放射部分１００をセンタリングするために用いられ得る螺旋状センタリングデバイス４１９８を示している。螺旋状センタリングデバイス４１９８は、可撓性マイクロ波カテーテル４１３０ａの先端の外表面にそれぞれが結合する複数の螺旋状リブ４１９８ａ〜４１９８ｃを含む。一部の実施形態において、螺旋状リブ４１９８ａ〜４１９８ｃは、可撓性同軸ケーブル４０３２ａの外表面に付着されている。非展開状態において、螺旋状リブ４１９８ａ〜４１９８ｃは、可撓性同軸ケーブル４０３２ａと外部シース４０３５の内表面との間で圧縮されている。螺旋状センタリングデバイスが、外部シース４０２５から展開されると、螺旋状リブ４１９８ａ〜４１９８ｅのそれぞれが、可撓性同軸ケーブル４０３２ａから半径方向に伸長し、それにより放射部分１００を体腔内でセンタリングする。
図４１Ｂは、本開示の実施形態によれば、可撓性マイクロ波カテーテルの先端部分の上に挿入するように構成された螺旋状センタリングデバイス４１９９を示している。螺旋状リブ４１９９ａ〜４１９９ｃは、螺旋状スリーブ４１９９ｄの外表面に付着しており、螺旋状スリーブは、可撓性マイクロ波カテーテルの先端部分を滑動可能に係合するように構成されている。
図４２〜４４は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外層を形成する外部シース１３５と、外部シース１３５の内表面に滑動可能に係合する可撓性同軸ケーブル３２と、を含む可撓性マイクロ波カテーテル３０を示している。外部シース１３５の基端部分は、外部導体１２４の外径を収容する第一の内径Ｄ１を含む。外部シース１３５の最先端部分は、可撓性同軸ケーブル３２の放射部分１００を収容する滑動ハブ１３５ａを形成している。滑動ハブ１３５ａは、外部誘電性絶縁層１２８の外径を収容する第二の内径Ｄ２を含み、外部シース１３５の第一の内径Ｄ１は、滑動ハブ１３５ａの第二の内径Ｄ２よりも小さい。そのため、機械的ストップ１２９が、第一の内径Ｄ１と第二の内径Ｄ２との間の外部シース１３５の移行部により形成される。
一部の実施形態において、滑動ハブ１３５ａは、可撓性マイクロ波カテーテル３０の基端部分よりも可撓性が低い。一部の実施形態において、滑動ハブ１３５ａは、剛性である。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の基端にあるより可撓性の部分と、可撓性マイクロ波カテーテルの先端にある可撓性が低く、および／または剛性の部分（例えば、滑動ハブ１３５ａ）との角度を操作するためのガイダンスシステム（明示的には不図示）を含んでいてもよい。
外部シース１３５の外表面は、誘電性コーティングを含んでいてもよい。一実施形態において、化学蒸着ポリマー、例えば商品名Ｐａｒｙｌｅｎｅ（商標）としてＰａｒｙｌｅｎｅ Ｃｏａｔｉｎｇ Ｓｅｒｖｉｃｅｓ ｏｆ Ｋａｔｙ， Ｔｅｘａｓにより販売および製造されるコーティングである。別の実施形態において、誘電性コーティングは、１つ以上の血塊減少特性または成分を含む。
図４２、４３および４４は、様々な位置に配置された、例えば完全に後退された位置（図４２参照）、一部後退された位置（図４３参照）、および完全に展開された位置（図４４参照）に配置された可撓性同軸ケーブル３２およびその先端のダイ放射部分１００を示している。
ここで図４２を参照すると、ダイ放射部分１００は、外部シース１３５の滑動ハブ１３５ａ内に完全に後退されている。完全に後退された状態において、外部誘電絶縁層１２８の基端は、外部シース１３５の機械的ストップ１２９に隣接し、それにより外部シース１３５内の可撓性同軸ケーブル３２の更なる後退を予防している。外部誘電性絶縁層１２８の基端が、機械的ストップ１２９と係合しており、係合表面が、外部シース１３５内の可撓性同軸ケーブル３２の後退を更に予防してもよい。
キャップ１３３は、外部シース１３５の先端に隣接しており、外部シース１３５の内表面とキャップ１３３の外表面との間に円滑な移行部を形成している。キャップ１３３および外部シース１３５は、機械的係合、締まり嵌め、またははんだ付け、ろう付け、接着および／またはレーザ溶接により一緒に接合されており、それによりキャップ１３３と外部シース１３５との意図しない分離（例えば、展開）を予防してもよい。キャップ１３３は、外部シース１３５内の可撓性同軸ケーブル３２の更なる後退を阻止していてもよい。本明細書に示された実施形態は、可撓性マイクロ波カテーテル３０を案内ルーメンに穏やかに従わせる丸まった先端を示しているが、他の実施形態において、キャップが、組織への経皮挿入のために構成された鋭利な先端を含んでいてもよい。
使用時に、医師は、溝を通して可撓性マイクロ波カテーテル３０（例えば、放射部分１００）を患者に挿入し、可撓性マイクロ波カテーテル３０を患者の所望の位置まで到達させる。溝は、自然に形成された身体の溝および／または体腔（例えば、動脈、静脈、食道、気管支、肛門、質、尿道など）、自然に形成された身体の溝において挿入されたルーメン、カニューレ、シャフトまたは任意の他の適切な挿入針、デバイス、ガイドもしくはシステムであってもよい。
挿入ステップの間に、放射部分１００は、外部シース１３５の滑動ハブ１３５ａ内に収容されている。滑動ハブ１３５ａは、外部導体１２４と係合しており、患者の組織への意図しない任意エネルギー放出を予防している。
キャップ１３３は、外部シース１３５と電気的に係合しており、それにより外部シース１３５の一部を介した内部導体１２０と外部導体１２４との間の電気的通路（例えば、電気的短絡）を形成していてもよい。完全に後退された位置では図４２に示すように、放射部分１００全体が、外部シースおよびキャップ１３３内に含まれ、それにより電気外科的エネルギーの放出を最小限に抑える、または排除する。
ここで図４３を参照すると、可撓性マイクロ波カテーテル３０の外部シース１３５内の可撓性同軸ケーブル３２を先端に進めて、放射部分１００が、滑動ハブ１３５ａから展開している。滑動ハブ１３５ａから展開された放射部分１００の長さは、医師により選択可能である。
図７、８Ｃおよび４２〜４４を参照すると、可撓性同軸ケーブル３２の少なくとも一部は、カテーテルハブ１８内のアクチュエータ１５、８１５に結合している。アクチュエータ１５、８１５の作動は、可撓性同軸ケーブル３２を移動させ、可撓性同軸ケーブル３２を外部シース３５内で前進および後退させる。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てもよい。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、滑動ハブ１３５ａ内の放射部分１００の一部に関係し、滑動ハブ１３５ａから展開する放射部分１００の区分に関係する。
ロック機構８１７が、調節可能な流体カップラー８４５の本体８４５ａ、８４５ｂに統合されていてもよい。一部の実施形態において、ロック機構８１７の最基端の位置は、アクチュエータ１５、８１５を適所にロックするロック位置を含んでいて、案内ルーメン内の可撓性マイクロ波カテーテル３０を配置させながら、放射部分１００の不測の展開を予防している。一部の実施形態において、ロック機構８１７および／またはアクチュエータ１５、８１５は、アクチュエータ１５、８１５がロック位置にある時、可撓性同軸ケーブル３２錠の基端偏向を提供するばね（明示的には不図示）などの張力機構を含む。一部の実施形態において、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を案内ルーメン内に配置させながら、外部シース３５および可撓性同軸ケーブル３２の屈曲および／または回転により、可撓性同軸ケーブル３２と外部シース３５の間の任意の長さ変動を補償するテークアップ機構を含む。一部の実施形態において、アクチュエータ１５、８１５は、ロック機構８１７、張力機構、テークアップ機構または任意のそれらの組み合わせを含む。例えば、アクチュエータ１５、８１５は、流体カップラー本体８４５ａ上に形成されたレシーバー部分８１７ｂと咬合している上昇部分８１７ａを含んでいてもよく、レシーバー部分８１７ｂは、複数の長手方向位置を提供しており、長さに沿って上昇部分８１７ａを受け入れる。アクチュエータ１５、８１５は、偏向機構、例えばばねもしくは弾性部材、または任意の他の適切な張力機構および／またはテークアップ機構を更に含んでいてもよい。
図４４は、滑動ハブ１３５ａから完全に展開された放射部分を有する可撓性マイクロ波カテーテル３０の先端部分の断面図を示している。外部誘電性絶縁層１２８の基端部分１２８ａは、完全に展開された位置の滑動ハブ１３５ａ内に収容されたままである。外部誘電性絶縁層１２８の基端部分１２８ａは、滑動ハブ１３５ａとの係合を維持しており、それにより滑動ハブ１３５ａ内の放射部分１００の次なる後退を容易にしている（図４２および４３参照）。基端部分１２８ａは、滑動ハブ１３５ａを有する液密性シール１２１ａを形成していてもよい。液密性シール１２１ａは、体液が滑動ハブ１３５ａに入り、放射部分１００を展開することにより形成された滑動ハブ１３５ａ内の空隙１３５ｂを充填するのを予防してもよい。
移行性誘電体１２６は、外部誘電性絶縁層１２８の誘電性に関係した誘電性を有していてもよい。一部の実施形態において、誘電勾配が、移行性誘電体１２６と、外部誘電性絶縁層１２８と、放射部分１００が用いられ得る解剖学的構造、例えば腎動脈または他の体腔／身体構造との間に形成される。
外部誘電性絶縁層１２８の外表面および滑動ハブ１３５ａの内表面は、機械的ストップを提供する干渉表面１１７ａ、１１７ｂを含んでいて、それにより外部誘電性絶縁層１２８の基端部分１２８ａが滑動ハブ１３５ａから前進するのを予防してもよい。例えば一実施形態において、滑動ハブ１３５ａの内表面は、半径方向に内方へ突出したタブ１１７ａを含む。完全に展開された位置では、半径方向に内方へ突出したタブ１１７ａは、誘電性絶縁層１２８内に形成された機械的ストップ１１７ｂと係合しており、それにより滑動ハブ１３５ａからの放射部分１００が更に先端に展開するのを予防している。
一部の実施形態において、チョークまたはバラン短絡（明示的には不図示）が、螺旋状給電間隙５０の形成部より基端に長手方向に配置されており、外部導体１２４および／または外部シース１３５に固定されていてもよい。バランは、外部導体１２４（または外部シース１３５）を許容する寸法になった内径を有する短い導体（例えば、金属製）の環から形成されていてもよい。あるいはバランは、外部シース１３５の内表面上に形成されていてもよい。バランは、外部導体１２４に電気的に結合している（例えば、適切な導体によりはんだ付けられていて、および／または電気的に結合されている）。このバランは、無線周波数の短絡（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｓｈｏｒｔ）に影響を及ぼし、その一方で、放射部分のアンテナの一般的基端放射パターンを最適化、制御、集中、および／または指向すると、例えばアンテナ放射部分および／またはバランの基端を超える除神経エネルギーの伝搬を低減することができる。
バランアセンブリは、バラン誘電性スリーブを含んでいてもよく、それは押出しポリテトラフルオロエチレン（ＰＥＦＥ、例えばＴｅｆｌｏｎ（登録商標））から形成されていてもよい。バラン誘電体は、可撓性マイクロ波カテーテル３０の放射部分１００の上に配置されておりもよく、バラン環に咬合していてもよい。表面上、好ましくは内表面上に導電性材料を有する熱収縮管（明示的には不図示）の長さは、ＰＴＦＥスリーブの上に配置されており、バランの性能を改善し、こうして除神経エネルギーの放射パターンを改善していてもよい。
一部の実施形態において、以下に更に詳細に記載され、図４２〜５７に示される通り、本開示に係る可撓性マイクロ波カテーテルは、螺旋状構成を有する放射部分を含み、放射部分の外部導体は、螺旋状パターンで露出している。螺旋状開口部の幅は、場合により先細になっていて、長さに沿って一様にエネルギーを放射するために、螺旋状曲線として放射部分に沿って先端に幅を増加させていてもよい（図４２〜４９および５４〜５７参照）。螺旋状センサールーメンまたは導体が、螺旋状給電点内に散在しており、プローブの先端領域またはその付近に配置されたセンサーを、プローブの基端に置かれた発生装置または他の装置に動作可能に連結していてもよい。
前述した本明細書において前述のように、バスケット、センタリングデバイスまたは拡張可能な部材の任意の数が、この螺旋状構造と共に用いられて、中心に集められた構造から半径方向に組織を選択的にアブレートしてもよい。これにより、通常はアブレーションデバイスの複数回の設置を必要とする手順を、複数の選択的に指向された放射要素を提供する１回のみの設置を必要とすることにより簡便化させることができる。ユーザは、バスケット、センタリングデバイスまたは拡張可能な部材の任意の数を展開しながら、他の部分を、給電間隙を覆う導電性シースにより折り畳まれた、つまり不活性化された状態にしてもよい。
図４２〜４４に図示され、本明細書に記載の展開可能な構造を利用して、その構造および本明細書に記載の放射部分１００のいずれかを展開してもよい。
図４２〜４４に関して前述した前述のように、放射部分１００は、内部導体１２０を露出する遮蔽外部導体１２４ａを含み、それにより螺旋状給電間隙５０（例えば、給電点）を形成している。一実施形態において、遮蔽外部導体１２４ａは、螺旋状給電間隙５０の外部シース１２４の一部を除去することにより形成される。内部導体１２０上に残留する遮蔽外部導体１２４ａは、内部導体１２０の長手方向軸の周りを螺旋状に包囲している。螺旋状および／または螺旋状給電間隙は、放射区分の軸方向の長さに沿って均一なエネルギー分布および同軸上の導波路インピーダンスへの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路３２に沿った不適切な加熱を低減する。
一部の実施形態において、使用前に（例えば、製造の間に）外部導体１２４および内部誘電絶縁体が、放射部分１００内の内部導体１２０から除去されて、遮蔽外部導体１２４ａおよび遮蔽誘電体（明示的には不図示）が、露出された内部導体上に配置されている。遮蔽外部導体１２４ａは、内部導体１２０の長手方向軸の周りを螺旋状に包囲されている。遮蔽外部導体１２４ａの基端部分は、外部導体１２４の先端部分に電気的に結合されている。遮蔽外部導体１２４ａの先端部分は、キャップ１３３に電気的に結合されている。キャップは、遮蔽外部導体１２４ａを内部導体１２０に短絡している。
流体冷却システム４０からの冷却流体（図７参照）は、遮蔽外部導体１２４ａ内に形成された流体ルーメンを流れて、可撓性マイクロ波カテーテル３０内の流入流体通路４４ａおよび流出流体通路４４ｂに結合されており、それにより放射部分１００の先端に流れるため、および先端から流れる流体を冷却するための流体経路を提供する。
本明細書に前述した前述のように、移行性誘電体１２６は、螺旋状給電間隙１５０内に配設されておりもよく、一般におよび／または幾何学的に螺旋状給電間隙１５０の寸法に対応していてもよい。移行性誘電体１２６および遮蔽誘電体（明示的には不図示）は、類似の誘電性を有する類似の材料から形成されていてもよい。一部の実施形態において、移行性誘電体１２６および遮蔽誘電体は、異なる誘電性を有していてもよい。一部の実施形態において、単一誘電層が、移行性誘電体１２６に対応する誘電性を有する第一の幾何学的部分と、遮蔽誘電体に対応する誘電性を有する第二の幾何学的部分と、を含む。
前述した本明細書において前述のように、給電間隙１５０は、外部導体１２４の一部の除去から形成された空隙により画定される。同様に、螺旋状給電間隙１５０は、螺旋状に包囲された遮蔽外部導体１２４ａ（例えば、内部導体１２０の長手方向軸に周りを螺旋上に包囲されている）の隣接する曲線間に形成された空隙により画定される。螺旋状給電間隙１５０の寸法は、遮蔽外部導体１２４ａの特性および位置に関係する。螺旋状給電間隙１５０は、遮蔽外部導体１２４ａにより螺旋状に包囲されていない内部導体の部分により画定されていてもよい。そのため、遮蔽外部導体１２４ｃの寸法特性および位置を画定すれば、放射部分１００の長手方向長さに沿って変動する螺旋状給電間隙１５０が必ず画定される。一実施形態において、螺旋状給電間隙１５０の位置は、長さに沿って円周上を変化する。一部の実施形態において、螺旋のピッチ（例えば、螺旋の軸に平行に測定された１つの完全な螺旋回転の幅）が、放射部分１００の長手方向の長さに沿って変動する。一部の実施形態において、ピッチは、螺旋角度（例えば、任意の螺旋と内部導体に垂直に形成された軸線との角度）の変化により変動してもよい。一部の実施形態において、ピッチは、螺旋状給電間隙１５０の幅（例えば、長手方向の長さに沿って螺旋状給電間隙１５０の変動する厚さ）の変化により変動してもよい。一部の実施形態において、ピッチは、螺旋角度の変化および螺旋状給電間隙１５０の幅の変化により変動してもよい。
使用時に、放射部分１００により組織に伝送されるエネルギーは、螺旋状給電間隙１５０の面積および位置に関係する。図４２〜４４に示すように、螺旋状給電間隙１５０の面積は、螺旋曲線として先端方向に増加し、基端の狭い螺旋状給電間隙１５０から、放射部分１００の先端の広い螺旋状給電間隙１５０に移行する。面積の変化（例えば、螺旋が先端方向に巻くに連れて面積が増加すること）は、基端の低い連結係数および先端の高い連結係数に換算される。放射部分１００の基端では、結合係数は、１％であり、結合係数は、指数関数的手法では先端で１００％に増加する。
図４５および４６は、本開示の一部の実施形態に係る任意の可撓性マイクロ波カテーテル３０に組み込まれ得る放射部分２００を形成する非直線状ラップパターンの別の実施形態を示している。螺旋状給電間隙２５０の面積は、螺旋が先端方向に巻くに連れて増加し、基端は狭い給電間隙２５０を提供し、先端部分はより実質的に露出されている。放射部分２００の基端の螺旋状給電間隙２５０の面積および放射部分２００の先端の螺旋状給電間隙２５０の面積の非直線状の変化は、遮蔽外部導体２２４ａの幾何学的構造によるものである。
図４６に示すように、遮蔽外部導体２２４ａは、基端にある第一の非直線状エッジ２２４ｂおよび第二の先端の非直線状エッジ２２４ｃを含み、第一の非直線状エッジ２２４ｂおよび第二の先端の非直線状エッジ２２４ｃは、先端２２４ｄで終結しており、それにより実質的に尖った先端２２４ｄを形成している。
図４７および４８は、本開示の任意の可撓性マイクロ波カテーテル３０に組み込まれ得る放射部分３００を形成する非直線状ラップパターンの更に別の実施形態を示している。螺旋状給電間隙３５０の面積は、螺旋が先端方向に走るに連れて増加し、基端は狭い給電間隙３５０を提供し、先端部分は実質的に露出されている。放射部分３００の基端の螺旋状給電間隙３５０の面積および放射部分３００の先端の螺旋状給電間隙３５０の面積の非直線状の変化は、遮蔽外部導体３２４ａの幾何学的構造によるものである。
図４８に示すように、遮蔽外部導体３２４ａは、基端にある第一の非直線状エッジ３２４ｂおよび先端で終結している第二の先端の非直線状エッジ３２４ｃを含む。先端は、内部導体の先端と心合わせするように構成された平坦な先端エッジ３２４ｄを形成している（明示的には不図示）。
様々な螺旋状給電間隙１５０の１つの指標が、螺旋状給電間隙１５０の断面周囲と遮蔽外部導体１２４ａの断面周囲との比として本明細書で定義された給電間隙比である。図４９は、図４４、４５および４７に示された各実施形態の放射位置１０００、２００、３００の長手方向の長さに沿って給電間隙比を示すグラフである。図４４の放射部分１０００の給電間隙比は、０％〜５０％で変動し、放射部分１０００の基端と先端との間で、長手方向の長さに沿って直線状に変動する。図４５の放射部分２００の給電間隙比は、０％〜１００％で変動し、放射部分３００の基端と先端との間で、長手方向の長さに沿って直線状に変動する。図４７の放射部分３００の給電間隙比は、０％〜１００％で変動し、放射部分３００の基端と先端との間で、長手方向の長さに沿って直線状に変動する。用いられ得る他の幾何学的構造としては、指数関数的テーパー、三角形テーパー、および区分が無限に増加する（例えば、テイラー分布と類似）段階的チェビシェフ変成（ｓｔｅｐｐｅｄ Ｃｈｅｂｙｃｈｅｖ ｔｒａｎｓｆｏｒｍｅｒ）からのクロプフェンスタイン対数テーパーが挙げられる。
図６Ａ〜６Ｂおよび８Ａ〜８Ｃに関して前述した前述のように、可撓性マイクロ波カテーテル３０は、内部可撓性同軸ケーブル３２と外部シース１３５の間を同軸上に配置された管状流入ルーメン３７を含んでいてもよい。可撓性同軸ケーブル３２の外径と流入ルーメン３７の内径との間の間隙は、流入流体通路４４ａを画定する。流入ルーメン３７の外径と外部シース１３５の内径との間の間隙は、流出流体通路４４ｂを画定する。使用の間、冷却剤、例えば二酸化炭素、空気、生理食塩水、水、または他の冷却媒体が、流入流体通路４４ａにより放射部分１００に給送されて、流出流体通路４４ｂにより放射部分１００から排出されてもよい。
一部の実施形態において、冷却剤を給送し、最も内部の流体管である流入流体通路４４ａおよび冷却剤を排出する流出流体通路４４ｂは、最外側流体管である。別の実施形態において、流体流動の方向は、反対であってもよい。１つ以上の長手方向に向けられたフィンまたはストラット（明示的には不図示）が、流入流体通路および／または流出流体通路内に配置されており、流入ルーメンの位置を外部シース１３５に関して支持および制御してもよく、可撓性同軸ケーブル３２の位置を流入ルーメン３７に関して支持および制御してもよい。
図５０は、本開示の別の実施形態による漏出性の導波路の電気回路図である。漏出性導波路は、インピーダンスが３／４のネットワークを含み、その全エネルギーが、漏出性導波路内で放射または放散される。各ＺＬは、放射抵抗、反応性インピーダンスおよび損失抵抗で構成されている。
ＺＬ＝ＲＲ−ｉＲｉ＋Ｒｊ （１）
ＺＬの成分は、ひとまとめにした要素により表したが、分散ネットワークであってもよい。図５１に示すように、各ＺＬ成分は、同軸ケーブル内の５つのスロットＳ１〜Ｓ５の１つを表してもよい。
本開示に係る別の導波路は、任意の数のスロットを含んでいてもよい。図５２は、１０のスロットを用いる放射部分２００を有する実施形態を示している。放射部分の長さに沿って均一な放射パターンを提供するためには、１０のスロットのそれぞれが、導波路に提供される全利用可能エネルギーＺ０のおよそ１０％を放射しなければならない。各スロットは、全利用可能エネルギーの一部を放射するため、続くスロットそれぞれに利用可能な残りのエネルギーは、それまでのスロットに提供されたエネルギーよりも小さい。そのため、均一な放射パターンには、基端に配置された（例えば、先行の）スロットよりも高いパーセンテージの、残りの利用可能エネルギーを放射する、先端に配置された各スロットが必要となる。
図５２に示された例示的実施形態において、１００ワットのエネルギーが、漏出性導波路２００に提供され、それゆえスロット１は、提供される全エネルギーの約１０％（例えば、１００ワットの１０％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット２は、約９０ワット（１００ワット−スロット１に伝送された１０ワット）を提供され、それゆえスロット２は、提供される全エネルギーの約１１％（例えば、９０ワットの１１％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット３は、約８０ワット（１００ワット−スロット１〜２に伝送された２０ワット）を提供され、それゆえスロット３は、提供される全エネルギーの約１２．５％（例えば、８０ワットの１２．５％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット４は、約７０ワット（１００ワット−スロット１〜３に伝送された３０ワット）を提供され、それゆえスロット４は、提供される全エネルギーの約１４．３％（例えば、７０ワットの１４．３％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット５は、約６０ワット（１００ワット−スロット１〜４に伝送された４０ワット）を提供され、それゆえスロット５は、提供される全エネルギーの約１６．７％（例えば、６０ワットの１６．７％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット６は、約５０ワット（１００ワット−スロット１〜５に伝送された５０ワット）を提供され、それゆえスロット６は、提供される全エネルギーの約２０％（例えば、５０ワットの２０％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット７は、約４０ワット（１００ワット−スロット１〜６に伝送された６０ワット）を提供され、それゆえスロット７は、提供される全エネルギーの約２５％（例えば、４０ワットの２５％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット８は、約３０ワット（１００ワット−スロット１〜７に伝送された７０ワット）を提供され、それゆえスロット８は、提供される全エネルギーの約３３％（例えば、３０ワットの３３％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット９は、約２０ワット（１００ワット−スロット１〜８に伝送された８０ワット）を提供され、それゆえスロット９は、提供される全エネルギーの約５０％（例えば、２０ワットの５０％＝１０ワット）を伝送しなければならない。スロット１０は、約１０ワット（１００ワット−スロット１〜９に伝送された９０ワット）を提供され、それゆえスロット１０は、提供される全エネルギーの約１００％（例えば、１０ワットの１００％＝１０ワット）を伝送しなければならない。
各スロットは、導波路に沿って先端に移動すると、個々のスロットに利用可能なエネルギーをより高いパーセンテージで漸増的に伝送しなければならない。各スロットから伝送されたエネルギーのパーセンテージを漸増させる一方法が、導波路を先端に進めるに連れて各スロットの幅を変動させることである（先端に移動させながら各スロットの幅を増加させる）。図５３は、各スロットの幅が漸増している導波路を示している。一部の実施形態において、幅を増加させると、効率が改善され、それにより伝送されるエネルギーのパーセンテージが増加する。最も先端のスロットは、残留する能力の全てを放射することが可能な高効率の（提供された能力の１００％を放射する）スロットとみなしてもよい。
スロット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、スロット幅および／または導波路（例えば、各スロット）に提供されたエネルギーの波長に関係する。一部の実施形態において、各スロットの幅は、スロットの所望の効率に関係する。例えばスロットの所望の効率が、提供されたエネルギーの２０％である場合、幅は、マイクロ波信号は長および所望の効率により計算されてもよい。
別の実施形態において、最も先端のスロットの有効長は、マイクロ波信号の波長の１／２であり、最も先端のスロットの付近のスロット幅は、スロットの所望の効率に関係し、その場合、各スロットの効率は、個々のスロットそれぞれおよび各スロットの所望の出力に提供されるエネルギーにより決定される。
同軸導波路内の損失により、各スロットに提供されたエネルギーの量は、導波路に提供されたエネルギーから、基端スロットにより伝送されたエネルギー量および同軸ケーブル内の任意の損失を引いた量である。そのため、順送りのスロットそれぞれのパーセンテージが、増加してもよく、および／またはスロットの数が、同軸導波路内のエネルギー損失を補償するために減らされてももよい。
例として図５２におけるスロット４を用いて、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に提供された実際のエネルギーは、６５ワットである（１００ワット−スロット１〜３により伝送された３０ワットおよび損失５ワット）。それゆえ、スロット４は、スロット４に提供された６５ワットの約１５．４％（例えば、６５ワットの１５．４％）を伝送しなければならない。そのため、各スロットからのエネルギー放射の均一で等しいパターンを提供するために、基端スロットの損失により、スロットの数を減少させてもよい。
個々のスロットを分割する手法とは逆に、より分散された手法は、均一で一様なエネルギー分布パターンを提供する。図５４は、図５３の導波路に示された各スロットの幅が漸増的に連続する螺旋状スロット４５０として配列されている導波路を示している。一実施形態において、スロットの幾何学的構造（例えば螺旋の角度、ピッチおよびスロット幅）は、螺旋の各部分の必要な効率に関係する。一部の実施形態において、螺旋の各部分の効率は、螺旋の各部分に提供されたエネルギー、および螺旋の各部分の所望の出力により決定される。変動し得る幾何学的パラメータとしては、軸方向の比、回転の数、および給電間隙の幅が挙げられる。個々のスロットを排除した螺旋により、個々のスロットそれぞれを有した結果生じる損失を低減することができる。
（基端から先端の方向に）開口部を広くする程、ピッチの変化および／または螺旋角度の変化により、スロットが漸増的により多くのエネルギーを放射し、それにより一様なエネルギーパターンを促し、反射損失がより小さくなる。
図５５および５６は、それぞれ図５３および５４の導波路に関係する導波路５００および６００を有する可撓性マイクロ波カテーテル５３０および６３０を示している。図５５において、導波路５００は、複数の漸増的間隔のスロット５５０を含み、先端方向に間隔の間各スロットの幅は、所望の出力を提供するように増加している。図５６において、導波路６００は、様々なピッチ、スロット幅および螺旋角度を有する螺旋状フィードスロット６５０を含み、スロット幅、および放射内部導体５２０の露出部分の漸増により、導波路６００の長さに沿って所望の出力が提供される。可撓性マイクロ波カテーテル５３０および６３０は、前述した冷却流体配列を含んでいてもよい。
図５７は、導波路７００および８００を示しており、スロット付き導波路７００は、５個のスロットを含み、螺旋状導波路８００は、５個の螺旋回転を含む。導波路７００および８００は、スロット付き導波路７００のスロットＳ１〜Ｓ５と螺旋状導波路の各螺旋回転ＨＴ１〜ＨＴ５の比較／挿管を示すように配列されている。各螺旋回転ＨＴ１〜ＨＴ５は、螺旋状の対応する位置を含み、螺旋の幅は、対応するスロットＳ１〜Ｓ５および露出された内部導体７２０の幅に関係する。前述した前述のように、螺旋状スロットＨＳの形状および位置は、内部導体８２０状の遮蔽外部導体８２４ａの個々のラップ間の空隙に関係し、それにより画定される。
図５７に更に示すように、スロット付き導波路７００は、５個の放射スロットＳ１〜Ｓ５を含み、各スロットＳ１〜Ｓ５は、内部導体７２０の一部を露出させている。スロットＳ１〜Ｓ５は、それぞれ対応する電磁場Ｆ１〜Ｆ５を発生させる。電磁場Ｆ１〜Ｆ５は、分離しており独立して発生されるが、電磁場Ｆ１〜Ｆ５の１つ以上の少なくとも一部は、隣接する電磁場Ｆ１〜Ｆ５と重複していてもよく、および／またはそれと結び付いていてもよい。
螺旋状導波路８００は、螺旋状導波路８００の長手方向の長さに沿って延在する螺旋状電磁場ＨＦを発生させる。螺旋状電磁場ＨＦの形状は、螺旋状スロットＨＳの形状に関係し、遮蔽外部導体の個々のラップ間に形成される様々な空隙に関係する。
螺旋状電磁場ＨＦの形状は、複数の内部結合された螺旋形の電磁場ＨＦ１〜ＨＦ５として表してもよく、内部結合された螺旋形の電磁場は、スロット付き導波路７００上の対応するスロットＳ１〜Ｓ５に関係する。螺旋状電磁場ＨＦは、複数の最小ノードおよび複数の最大ノードを含んでいてもよく、最小ノードの螺旋状電磁場の規模は、極小であり、最大ノードの螺旋状電磁場の規模は、極大である。一実施形態において、最小ノードの数は、螺旋回転の数に関係する。螺旋状電磁場ＨＦの全体的形状は、螺旋の周りで動学的に変化し得る。一部の実施形態において、最大ノードの数は、螺旋回転の数に関係する。
図５８Ａは、本開示の一部の実施形態に係る、内部に形成された螺旋窓５８９９を有する収縮されたバルーンセンタリングデバイス５８７２の斜視図である。バルーンセンタリングデバイス５８７２は、導電層５８７２ｂでコーティングされたバルーンの膜５８７２ａを含む。図５８Ａの切り抜き図に示すように、導電層５８７２ｂは、バルーン膜５７７２ａの内表面上に形成されていてもよい。あるいは一部の実施形態において、導電層５８７２ｂは、バルーン膜５８７２ａの外表面上に形成されている。
導電層５８７２ｂは、非限定的に薄膜付着、メッキ、導電性インク、ホイルなどの塗布をはじめとするコーティングまたは付着の任意の適切な手法により形成されてもよい。一部の実施形態において、導電層５８７２ｂは、導電性銀インクから形成されている。導電層５８７２ｂは、導電層５８７２ｂのパターンを形成する要素内および要素間の導電性を維持しながら、バルーンセンタリングデバイス５８７２の弾性膨張および収縮を容易にする一定のパターン、例えば螺旋状パターン、格子パターン、ハーフトーンパターン、勾配パターン、または任意のパターンで形成されていてもよい。
螺旋窓５８９９は、バルーン膜５８７２ａを含み、導電層５８７２ｂを含まない。螺旋窓５８９９内のバルーン膜５８７２ａは、マイクロ波エネルギーに透過性の材料で形成されており、それにより螺旋窓５８９９に隣接する組織を除神経エネルギーに暴露する。螺旋窓５８９９は、約３〜５ミル（０．００３インチ〜０．００５インチ）の最大幅を有していてもよい。この配列により、導電層５８７２ｂが、放射パターンを改善するファラデーケージ構造を形成してもよく、螺旋窓５８９９に隣接した組織への除神経エネルギーの送達を容易にしてもよい。一部の実施形態において、バルーン膜５８７２は、正しい幾何学形状（ｇｅｏｍｅｔｅｒ）が確実に実現されるように、非適合材料（ｃｏｍｌｉａｎｔ ｍａｔｅｒｉａｌｓ）から形成されていてもよい。
一部の実施形態において、本開示に係るバルーンセンタリングデバイス５８７２は、中央部分に沿って導電層５８７２ｂ内に導電性材料をほとんどまたは全く有さず、基端および先端に配設された導電層５８７２ｂを含んでいて、それにより基端と先端と中央部分との間に導電性勾配を形成していてもよい。バルーンセンタリングデバイス５８７２は、メッシュ構造のこれまで記載された構成に従って配列された導電性パターンを含んでいて、導電層５８７２は、バルーンセンタリングデバイス５８７２の窓付き部分以外の全てがコーティングされていてもよい。一部の実施形態は、マルチプルバルーンセンタリングデバイス、マルチプルウインドウ付きのシングルバルーンセンタリングデバイス、回転可能なバルーンセンタリングデバイスなどを含んでいてもよい。
流体孔５８７２ｃが、バルーンセンタリングデバイス５８７２を通る複数のルーメンを形成している。流体孔５８７２ｃの放射部分が、放射線状に外方に配置され、解剖学的構造を冷却させてもよい。実施形態において、流体孔５８７２ｃは、内方に配置され、可撓性マイクロ波カテーテル５８３０の放射部分を冷却させてもよい。
図５８Ｂは、完全に膨張されて腎動脈ＲＡ内に配置されて示された図５８Ａのバルーンセンタリングデバイスの斜視図である。窓５８９９は、バルーンセンタリングデバイス５８７２の長手方向の長さに沿って円周全体の周りを延在している。体腔、例えば腎動脈ＲＡ内に配置されている時には、窓５８９９を通って適用されたエネルギーが、窓５８９９の形状に一致した加熱パターンを提供する。
完全に膨張されると、螺旋窓５８９９が、約２〜３ｃｍの長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射し得る。別の体腔において、螺旋窓５８９９が、約５〜７ｃｍの長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射し得る。更に別の体腔において、螺旋窓５８９９が、約７ｃｍを超える長手方向範囲に沿って３６０°にわたりエネルギーを放射し得る。
図５８Ｃは、図５８Ａ〜Ｂに示されたデバイスによる除神経エネルギーの適用後の腎動脈ＲＡを示している。窓５８９９を通して腎動脈ＲＡに適用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°の加熱パターンが、血管壁の損傷による疾病を引き起こさずに、腎臓に続く腎動脈の一部を横切って適用される。用いられ得る他の処置角度としては、９０°の加熱パターン、１８０°の加熱パターンおよび４５０°の加熱パターンが挙げられる。
本明細書に記載の実施形態を用いる方法は、大腿動脈にアクセスするステップと、腎動脈アクセスのための長いシースを大腿動脈に配置させるステップと、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を長いシースおよび腎動脈の一部に配置させるステップと、可撓性同軸ケーブルを介してマイクロ波エネルギーを解剖学的放射構造に送達するステップと、腎動脈の重要な構造（例えば、血液循環）を防御しながら、十分な量のエネルギーが損傷した標的神経構造に送達されるまで、エネルギー送達を継続するステップと、マイクロ波カテーテルを除去し、長いシースを除去して、大腿動脈へのアクセスを閉鎖するステップと、を含む。該方法における別のステップが、先端に配置された温度センサーを介して流体温度を危険な温度上昇についてモニタリングするステップを含んでいてもよい。
本明細書に記載の実施形態を用いるための別の方法は、本明細書に記載の１つ以上の実施形態を含む可撓性マイクロ波カテーテルを、血管内アプローチにより腎動脈に配置させるステップと、後退可能なシースを使用して放射部分（例えば、給電間隙）の周りで電気伝導性メッシュ（本明細書に記載の実施形態による）を展開し、組織を通してマイクロ波信号を共鳴させる解剖学的導波路を生成させることにより、導電性メッシュが腎神経（例えば、腎動脈を取り囲む交感神経）へのマイクロ波エネルギー送達を促進するステップと、を含む。該方法における別のステップは、材料を有さないことを特徴とする窓を有する電気伝導性メッシュにおける配置を提供し、それにより窓に関係するアブレーション領域を発生させること、を含む。該方法における別のステップは、流体冷却構造を提供して、エネルギー送達を促進し、アクセス通路を取り囲む組織のケーブル加熱を低減することを含んでいてもよい。別のステップは、可撓性同軸構造を長手方向に滑動させることが可能なカテーテルを提供することを含んでいてもよい。
本開示の記載された実施形態は、限定ではなく例示を意図するものであり、本開示の各実施形態を代表するものではない。本明細書の上記の開示の主旨または範囲を逸脱することなく、および／または文字通り以下の特許請求の範囲において、そして法律で認められた均等物において、上に開示の実施形態ならびに他の特徴および機能、またはその別例の更なる変更を行うことができ、または所望の場合に他の異なるシステムもしくは用途に組み入れることができる。

Claims (12)

  1. カテーテルハブと、
    前記カテーテルハブから伸長した外側シースであって、前記カテーテルハブからのマイクロ波エネルギーの放出を防止するように構成された外側シースと、
    内部導体、前記内部導体の周りに同軸上に配設された内部誘電体、および前記内部誘電体の周りに同軸上に配設された外部導体、を有する同軸給電路と
    を有する可撓性マイクロ波カテーテルであって、
    前記同軸給電路は、前記同軸給電路の先端部分において放射部分を画定し、
    前記放射部分は、マイクロ波エネルギーを放出するように構成され、
    前記放射部分が前記外側シースに関連した前記同軸給電路の遠位の移動に際し、前記外側シースから選択的に展開可能であるように、前記外側シース内で、前記外側シースの長手方向軸に沿って、滑動可能であり、
    前記放射部分の外部導体は、前記放射部分の内部導体の周りを螺旋状に包囲し、前記放射部分は、前記外部導体の隣接するラップの間に形成された空隙により画定される給電間隙を更に含み、
    断面に沿った給電間隙の円周と外部導体の円周との比により画定される給電間隙比が、前記放射部分中の前記外部導体の基端から前記放射部分中の前記外部導体の先端まで直線的に変化する、可撓性マイクロ波カテーテル。
  2. 前記放射部分の前記外部導体の幅が、前記放射部分の前記内部導体に沿った前記外部導体の長手方向位置により変動する、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  3. 前記内部導体および前記外部導体の先端に連結されており、前記内部導体および前記外部導体の間に電気的結合を提供するキャップを更に含む、請求項２に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  4. 前記放射部分の先端部分に配設された温度センサーを更に含む、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  5. 前記放射部分により発生された放射パターンが、前記放射部分中の前記外部導体の可変性の幅、または前記外部導体の可変性の螺旋角度のうちの少なくとも一方に関係する、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  6. 前記給電間隙比が、前記放射部分の基端における０％から前記放射部分の先端における約５０％まで変動する、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  7. 可撓性同軸ケーブルに連結されたアクチュエータを更に含み、前記アクチュエータは、前記カテーテルハブに関して、前記可撓性同軸ケーブルを移動させるように構成されている、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  8. 前記アクチュエータは、前記外側シースに関して、前記可撓性同軸ケーブルを移動させるように構成されている、請求項７に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  9. 前記外側シースは、前記長手方向軸の少なくとも一部に沿って、第１の内径を有し、前記外側シースの遠位部分は、前記第１の内径よりも大きい第２の内径を有する滑動ハブを画定する、請求項１に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  10. 前記放射部分は、前記放射部分中の前記外側導体の周りに配設された外部誘導絶縁層を更に含み、前記外部誘導絶縁層は、前記滑動ハブの長手に沿って滑動し、前記滑動ハブから展開するように構成される、請求項９に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  11. 前記外部誘導絶縁層の外表面は、前記滑動ハブの内表面に沿って移動可能である、請求項１０に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
  12. 前記外部誘導絶縁層の外径は、前記第１の内径よりも大きい、請求項１０に記載の可撓性マイクロ波カテーテル。
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