JP7637429B2 - 組織アブレーションおよびそれに関連する測定のためのシステムならびに方法 - Google Patents

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、２０２０年１１月１０日に出願された、米国仮特許出願第６３／１１２，１０１号および２０２０年１月３１日に出願された、米国仮特許出願第６２／９６８，７２６号の優先権を主張し、そのそれぞれの全内容が、参照により本明細書に援用される。

本願は、概して、例えば、アブレーション中にパラメータ（例えば、標的組織の温度）を測定し、かつ測定されたパラメータに基づいてアブレーション病変の体積を測定することによる、標的組織の安全かつ有効なアブレーションのためのシステムおよび方法に関する。

（発明の背景）
組織アブレーションが、種々の臨床的障害を処置するために使用され得、凍結アブレーション、マイクロ波アブレーション、高周波（ＲＦ）アブレーション、および超音波アブレーションを含むいくつかのアブレーション技法が、開発されている。多数の処置スキームが、動脈の内壁に接触するカテーテルによって印加されるＲＦ電力を使用して、神経に影響を及ぼす。

そのような技法は、典型的には、臨床医によって実施され、臨床医は、アブレーション先端を有するカテーテルを静脈血管系を介して標的組織に導入し、触覚フィードバック、マッピング心電図（ＥＣＧ）の信号、解剖学的構造、および／または蛍光透視結像に基づいて適切な領域であると臨床医が考えるものに隣接してアブレーション先端を位置付け、灌注液の流動を作動させ、選択された領域の表面を冷却し、次いで、選択された領域内の組織を破壊するために十分であると考えられる時間周期にわたってアブレーション先端を作動させる。

商業的に利用可能なアブレーション先端は、デジタルディスプレイを介して温度フィードバックを提供するための熱電対を含み得るが、そのような熱電対は、典型的には、灌注式アブレーション中に意味のある温度フィードバックを提供しない。例えば、熱電対は、表面温度のみを測定するのに対して、組織アブレーションをもたらす組織の加熱または冷却は、組織表面の下方のある深部において生じ得る。また、組織の表面が灌注液を用いて冷却される手技に関して、熱電対は、灌注液の温度を測定し、したがって、さらに、特に深部における組織の温度に関するいかなる有用な情報も隠蔽する。したがって、臨床医は、アブレートされているときの組織の温度、またはアブレーションの時間周期が十分であるかどうかに関する有用なフィードバックを有していない。

故に、手技が完了された後にのみ、標的化された異常な経路が適切に中断されなかったことが露見され得る。そのような状況において、臨床医は、組織の正しくない領域がアブレートされたため、標的組織を破壊するために十分な時間周期にわたってアブレーション先端が作動されなかったため、アブレーション先端が組織に接触していなかったまたは組織に不十分に接触していたため、アブレーションエネルギーの出力が不十分であったため、もしくは上記のいくつかの組み合わせのために手技が失敗したかどうかを知らない場合がある。標的組織をアブレートするように再び試みるようにアブレーション手技を繰り返すことに応じて、臨床医は、第１の手技中と同程度にフィードバックを殆ど有さない場合があり、したがって、潜在的に、再び、異常な経路を破壊することに失敗し得る。加えて、臨床医が、標的組織の以前にアブレートされた領域を再度処置し、標的組織をアブレートするだけではなく隣接する組織を損傷させるいくつかのリスクが存在し得る。

いくつかの状況では、アブレーション手技をそのまま繰り返さなければならないことを回避するために、臨床医は、成功したアブレーションの可能性を高めるために、それに沿って標的組織が存在すると考えられる標的組織の一連の領域をアブレートし得る。しかしながら、それらのアブレートされた領域のいずれかが十分に破壊されているかどうかを臨床医が判断することを補助するためには、不十分なフィードバックが再び存在する。

Ｓｔｅｒｚｅｒの米国特許第４，１９０，０５３号は、温熱療法処置装置を説明し、その中ではマイクロ波源が、生体組織の中にエネルギーを蓄積して温熱療法をもたらすために使用される。本装置は、組織内の深部における温度を測定するための放射計を含み、測定された温度に対応する放射計からの制御信号をフィードバックしてマイクロ波源からのエネルギーの印加を制御するコントローラを含む。

Ｃａｒｒ ｅｔ ａｌ．の米国特許第７，７６９，４６９号は、ほぼ同時の加熱および温度測定を可能にするダイプレクサを有する、不整脈、腫瘍、ならびに同等物を処置するための統合された加熱および感知カテーテル装置を説明する。この特許はまた、放射計によって測定される温度が、例えば、選択された加熱プロファイルを維持するように、エネルギーの印加を制御するために使用され得ることを説明する。

放射測定の使用によってもたらされる精密な温度測定感度および制御の見込みにもかかわらず、この技術の成功した商業的医療用途は、殆ど存在していない。以前から知られているシステムの１つの欠点は、放射計において使用されるマイクロ波アンテナの構築内のわずかな変動に起因する非常に再現可能な結果を得ることができないことであり、これは、カテーテル間の測定温度の有意な差につながり得る。組織によって放出される放射エネルギーを適切に捕捉するようにカテーテル上の放射計アンテナを配向することに関する問題、および、放射計の構成要素と術野内の他のデバイスとの間の干渉を防止するように、外科手術環境内の高周波数マイクロ波構成要素を遮蔽することに関する問題もまた、生じている。

マイクロ波ベースの温熱療法処置および温度測定技法の受入もまた、放射測定温度制御スキームを実装することと関連付けられる資本コストによって妨げられている。高周波アブレーション技法は、そのようなシステムが、例えば、潅注が採用される場合、深部における組織温度を正確に測定することができないこと等の厳しい限界を有し得るにもかかわらず、医学界においてかなりの支持を博している。しかしながら、ＲＦアブレーションシステムの普及している受入、そのようなシステムを用いる医学界の広範囲にわたる知識ベース、および、より新しい技術への切替およびより新しい技術のための訓練に対して要求される多くのコストは、放射測定の普及した取入れを劇的に遅延させている。

ＭｃＣａｒｔｈｙ ｅｔ ａｌ．の米国特許第８，９２６，６０５号および第８，９３２，２８４号は、アブレーション中に温度を放射測定的に測定するためのシステムを説明し、その各々の内容全体は、参照により本明細書に援用される。

前述に照らして、組織内の深部における温度の高度な放射測定的測定を可能にし、マイクロ波加熱を用いた正確な温度測定を達成するシステムおよび方法を提供することが望ましい。

そのようなマイクロ波加熱システムおよび放射測定的測定システムの較正のためのシステムならびに方法を提供することが、さらに望ましい。

加えて、アブレーションシステムの有効性および安全性を改良するためにアブレーション手技中に標的組織を検出する、ならびに／もしくはその過熱を防止するためのフィードバック機構を有するアブレーションシステムを提供することが、望ましい。

ある範囲の条件を処置し、改良された転帰、より低いリスク、および短縮された回復時間の見込みを与えるある範疇のエネルギーベースのデバイスが、存在するが、転帰を推進してリスクプロファイルを改良するための最適な療法をもたらすような明確に異なる技術の能力を利用するための有意な機会も、残っている。

米国特許第４，１９０，０５３号明細書 米国特許第７，７６９，４６９号明細書 米国特許第８，９２６，６０５号明細書 米国特許第８，９３２，２８４号明細書

本発明は、標的組織をアブレートし、かつアブレーション中にパラメータ（例えば、温度）を感知するためのアブレーションシステムおよび方法を提供する。好ましい実施形態では、アブレーションシステムは、アブレーションのためにマイクロ波エネルギーを利用する。例えば、患者内の標的組織をアブレートするためのシステムは、近位領域と、遠位領域とを有する、カテーテルと、カテーテルの遠位領域に配置される、メインアンテナとを含んでもよい。メインアンテナは、標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定することの両方を行ってもよい。本システムは、遠位領域における基準温度を測定するための、カテーテルの遠位領域に配置される基準終端をさらに含む。本システムは、例えば、アブレーション中に測定される感知パラメータ（例えば、組織温度）に基づいたフィードバックおよびエネルギー放出の滴定を可能にする、制御され、再現可能な様式においてエネルギーを放出することによる、組織の中への安全かつ有効なエネルギー送達のために設計される。本システムは、少なくともカテーテルの遠位領域にわたって配置される、冷却スリーブを含んでもよい。冷却スリーブは、冷却剤源に結合され、冷却剤がメインアンテナおよび基準終端を越流し、それによって、事前アブレーション較正中ならびにアブレーション手技中にメインアンテナおよび基準終端を冷却することを可能にし得る。このように、生体内アブレーション手技に先立つ生体外較正が、アブレーション手技と綿密に整合し、パラメータ（例えば、アブレーション中の標的組織）の正確な感知を確実にする。

加えて、本システムは、メインアンテナおよび基準終端に動作可能に結合されるプロセッサをさらに含んでもよい。プロセッサは、交互的様式において、メインカテーテルにエネルギーを放出させ、放射計温度を測定させ、基準終端に基準温度を測定させてもよい。例えば、プロセッサは、第１の時間周期にわたって、メインカテーテルにエネルギーを放出させ、第２の時間周期にわたって、交互に入れ替わる様式において、メインカテーテルに放射計温度を測定させ、基準終端に基準温度を測定させてもよい。第１の時間周期は、第１の時間周期および第２の時間周期の合計の少なくとも８０パーセントであってもよい。また、プロセッサは、メインアンテナおよび基準終端に電気的に結合されるスイッチを介して交互に入れ替わる様式において、メインカテーテルに基準温度を測定させ、基準終端に基準温度を測定させるようにプログラムされてもよい。

プロセッサは、測定された放射計温度および測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算するようにプログラムされてもよい。また、プロセッサは、標的組織温度に基づいて、アブレーション手技中にエネルギー放出によって作成されたアブレーション病変の体積を推定するようにプログラムされてもよい。例えば、アブレーション病変体積は、平均標的組織温度または標的組織温度のプロットされた曲線下の面積のうちの少なくとも一方に基づいて推測されてもよい。さらに、プロセッサは、アブレーション病変の体積に基づいてエネルギー放出の滴定をさらに可能にしてもよい。加えて、プロセッサは、計算された標的組織温度が所定の閾値内に維持されるようにエネルギー放出を変調させてもよい。

本発明の別の側面によると、プロセッサは、メインアンテナを介したエネルギー放出中の基準終端の加熱を考慮するための基準終端較正、および前メインアンテナを介したエネルギー放出中の標的組織に隣接する環境の加熱を考慮するための放射計較正を実施するようにプログラムされてもよい。加えて、プロセッサは、基準終端と、メインアンテナを介したエネルギー放出中の標的組織に隣接する環境との加熱を考慮しながら、測定された放射計温度および測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算するようにプログラムされてもよい。

例えば、基準終端較正は、メインアンテナおよび基準終端がメインアンテナに隣接する環境の温度が一定のままであるように、メインアンテナを横断して高流体流を提供する恒温槽内にある間、メインアンテナによって放出されるエネルギーの種々のレベルのために基準終端によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる出力電圧を測定するステップと、測定された電圧とエネルギー放出の種々のレベルを比較し、エネルギー放出中の基準終端上へのエネルギー放出の効果を考慮するステップを含んでもよい。

また、放射計較正は、メインアンテナおよび基準終端が恒温槽内にある間、それぞれ、メインアンテナと第１のノイズレベルならびに第２のノイズレベルの衝突に応答して第１の温度および第２の温度を測定するステップと、第１の温度および第２の温度と第１のノイズレベルならびに第２のノイズレベルを比較し、エネルギー放出中の標的組織に隣接する環境上へのエネルギー放出の効果を考慮するステップとを含んでもよい。代替として、放射計較正は、メインアンテナおよび基準終端が、第１の温度を有する第１の槽内にある間、第１の放射計信号に応答して第１の出力電圧ならびに第１の温度を測定するステップと、メインアンテナおよび基準終端が、第１の温度と異なる第２の温度を有する第２の槽内にある間、第２の放射計信号に応答して第２の出力電圧ならびに第２の温度を測定するステップと、第１の出力電圧および第２の出力電圧と第１の温度ならびに第２の温度を比較し、エネルギー放出中の標的組織に隣接する環境上へのエネルギー放出の効果を考慮するステップとを含んでもよい。

本発明のさらに別の側面によると、プロセッサは、測定された放射計温度および測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算し、標的組織温度を監視し、標的組織温度内のポップ（例えば、急速な標的組織温度上昇、続いて、突然の標的組織温度低下）を予測ならびに／もしくは検出するようにプログラムされてもよい。故に、プロセッサは、ポップが検出された場合に警告を発生させてもよい。また、プロセッサは、ポップが予測される場合、メインアンテナを介してエネルギー放出を自動的に変調させ、標的組織温度または標的組織温度の増加率のうちの少なくとも一方を低減させるようにプログラムされてもよい。加えて、本システムは、プロセッサが、ディスプレイに標的組織温度内のポップを表示させるように、プロセッサに動作可能に結合されるディスプレイをさらに含んでもよい。

本発明の別の側面によると、患者内の標的組織をアブレートするための代替システムが、提供される。本システムは、近位領域と、遠位領域とを有する、カテーテルと、単極子を有する、メインアンテナとを含んでもよい。メインアンテナは、カテーテルの遠位領域に配置されてもよく、標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定してもよい。加えて、本システムは、基準終端が遠位領域における基準温度を測定し得るように、カテーテルの遠位領域に配置される基準終端を含んでもよい。また、本システムは、メインアンテナおよび基準終端に動作可能に結合されるプロセッサであって、プロセッサは、メインアンテナおよび基準終端に電気的に結合されるスイッチを介して交互に入れ替わる様式において、メインカテーテルに放射計温度を測定させ、基準終端に基準温度を測定させ、測定された放射計温度ならびに測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算するように構成される、プロセッサを含んでもよい。

単極子は、近位放射要素の近位端が、近位放射要素のチョーク作用を打破するように設計される短絡部を有するように、近位放射要素と、遠位放射要素とを含んでもよい。故に、スイッチは、近位放射要素と遠位放射要素との間に配置されてもよい。代替として、スイッチは、近位放射要素の近位領域内に配置されてもよく、近位領域は、近位放射要素と遠位放射要素との間の接合部の近位にある。

スイッチは、第１の切替ダイオードと、第２の切替ダイオードとを含んでもよい。また、スイッチは、標的組織のアブレーション中に放射計温度からの基準終端の絶縁を改良する、第３の切替ダイオードをさらに含んでもよい。加えて、スイッチは、基準温度の測定中に放射計温度からの基準終端の絶縁を改良する、第４の切替ダイオードを含んでもよい。第２の切替ダイオードおよび第４の切替ダイオードは、メインアンテナと直列であり、マイクロストリップ伝送ラインによって分離されてもよい。本システムは、スイッチを格納するように定寸および成形される、スイッチモジュールをさらに含んでもよい。スイッチモジュールは、カテーテルの同軸ケーブルに除去可能に結合されるように構造化される、近位同軸コネクタと、遠位同軸コネクタとを含んでもよい。
本発明は、例えば、以下の項目を提供する。
（項目１）
患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
単極子を備えるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記カテーテルの遠位領域に配置され、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
前記カテーテルの遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
前記メインアンテナおよび前記基準終端に動作可能に結合されるプロセッサであって、前記プロセッサは、
前記メインアンテナおよび前記基準終端に電気的に結合されるスイッチを介して交互に入れ替わる様式において、メインカテーテルに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させることと、
前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算することと
を行うように構成される、プロセッサと
を備える、システム。
（項目２）
前記単極子は、近位放射要素と、遠位放射要素とを備え、前記近位放射要素の近位端は、前記近位放射要素のチョーク作用を打破するように構成される短絡部を備える、項目１に記載のシステム。
（項目３）
前記スイッチは、前記近位放射要素と前記遠位放射要素との間に配置されるように構成される、項目２に記載のシステム。
（項目４）
前記スイッチは、前記近位放射要素の近位領域内に配置されるように構成され、前記近位領域は、前記近位放射要素と前記遠位放射要素との間の接合部の近位にある、項目２または３に記載のシステム。
（項目５）
前記スイッチは、第１の切替ダイオードと、第２の切替ダイオードとを備える、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目６）
前記スイッチは、前記標的組織のアブレーション中に前記放射計温度からの前記基準終端の絶縁を改良するように構成される第３の切替ダイオードを備える、項目５に記載のシステム。
（項目７）
前記スイッチは、前記基準温度の測定中に前記放射計温度からの前記基準終端の絶縁を改良するように構成される第４の切替ダイオードを備える、項目６に記載のシステム。
（項目８）
前記第２の切替ダイオードおよび前記第４の切替ダイオードは、前記メインアンテナと直列であり、マイクロストリップ伝送ラインによって分離される、項目７に記載のシステム。
（項目９）
前記スイッチを格納するように構成されるスイッチモジュールであって、前記スイッチモジュールは、前記カテーテルの同軸ケーブルに除去可能に結合されるように構成される近位同軸コネクタと、遠位同軸コネクタとを備える、スイッチモジュールをさらに備える、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１０）
前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて、アブレーション手技中に前記エネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定するようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１１）
前記プロセッサは、前記アブレーション病変の推定される体積に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１２）
前記プロセッサは、平均標的組織温度または前記標的組織温度のプロットされた曲線下の面積のうちの少なくとも一方に基づいて、アブレーション手技中にエネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定するようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１３）
前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１４）
前記プロセッサは、交互的様式において、前記メインアンテナにエネルギーを放出させ、放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１５）
前記プロセッサは、第１の時間周期にわたって、前記メインカテーテルにエネルギーを放出させ、第２の時間周期にわたって、交互に入れ替わる様式において、前記メインカテーテルに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるように構成される、項目１４に記載のシステム。
（項目１６）
前記第１の時間周期は、前記第１の時間周期および前記第２の時間周期の合計の少なくとも８０パーセントである、項目１５に記載のシステム。
（項目１７）
前記プロセッサは、前記計算された標的組織温度が所定の閾値内に維持されるように、前記エネルギー放出を変調させるようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１８）
前記プロセッサは、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記基準終端の加熱を考慮するための基準終端較正と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する環境の加熱を考慮するための放射計較正とを実施するようにさらに構成される、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目１９）
前記プロセッサは、前記基準終端と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する前記環境との加熱を考慮しながら、前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて前記標的組織温度を計算するようにさらに構成される、項目１８に記載のシステム。
（項目２０）
少なくとも前記カテーテルの遠位領域にわたって配置される冷却スリーブであって、前記冷却スリーブは、冷却剤源に結合され、冷却剤が前記メインアンテナおよび前記基準終端を越流し、それによって、事前アブレーション較正中ならびにアブレーション手技中に前記メインアンテナおよび前記基準終端を冷却することを可能にするように構成される、冷却スリーブをさらに備える、前記項目のいずれかに記載のシステム。
（項目２１）
患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
前記カテーテルの遠位領域に配置されるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
前記カテーテルの遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
プロセッサであって、
前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記基準終端の加熱を考慮するための基準終端較正と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する環境の加熱を考慮するための放射計較正とを実施することと、
前記基準終端と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する前記環境との加熱を考慮しながら、前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて前記標的組織温度を計算することと
を行うように構成される、プロセッサと
を備える、システム。
（項目２２）
前記プロセッサは、前記メインアンテナおよび基準終端が、前記メインアンテナに隣接する環境の温度が一定のままであるように前記メインアンテナを横断して高流体流を提供する恒温槽内にある間、前記メインアンテナによって放出されるエネルギーの種々のレベルのために前記基準終端によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる出力電圧を測定し、前記測定された電圧とエネルギー放出の種々のレベルを比較し、エネルギー放出中の前記基準終端上へのエネルギー放出の効果を考慮することによって、前記基準終端較正を実施するように構成される、項目２１に記載のシステム。
（項目２３）
前記プロセッサは、前記メインアンテナおよび前記基準終端が恒温槽内にある間、それぞれ、前記メインアンテナと第１のノイズレベルならびに第２のノイズレベルの衝突に応答して第１の温度および第２の温度を測定し、前記第１の温度および前記第２の温度と前記第１のノイズレベルならびに前記第２のノイズレベルを比較し、エネルギー放出中の前記標的組織に隣接する前記環境上へのエネルギー放出の効果を考慮することによって、前記放射計較正を実施するように構成される、項目２１または２２に記載のシステム。
（項目２４）
前記プロセッサは、前記メインアンテナおよび基準終端が、第１の温度を有する第１の槽内にある間、第１の放射計信号に応答して第１の出力電圧ならびに第１の温度を測定し、前記メインアンテナおよび基準終端が、前記第１の温度と異なる第２の温度を有する第２の槽内にある間、第２の放射計信号に応答して第２の出力電圧ならびに第２の温度を測定し、前記第１の出力電圧および前記第２の出力電圧と前記第１の温度ならびに前記第２の温度を比較し、エネルギー放出中の前記標的組織に隣接する前記環境上へのエネルギー放出の効果を考慮することによって、前記放射計較正を実施するように構成される、項目２１－２３のいずれかに記載のシステム。
（項目２５）
少なくとも前記カテーテルの遠位領域にわたって配置される冷却スリーブであって、前記冷却スリーブは、冷却剤源に結合され、冷却剤が前記メインアンテナおよび前記基準終端を越流し、それによって、放射計較正およびアブレーション手技中に前記メインアンテナならびに前記基準終端を冷却することを可能にするように構成される、冷却スリーブをさらに備える、項目２１－２４のいずれかに記載のシステム。
（項目２６）
患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
前記カテーテルの遠位領域に配置されるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
前記カテーテルの遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
少なくとも前記カテーテルの遠位領域にわたって配置される冷却スリーブであって、前記冷却スリーブは、冷却剤源に結合され、冷却剤が前記メインアンテナおよび前記基準終端を越流し、それによって、事前アブレーション較正中ならびにアブレーション手技中に前記メインアンテナおよび前記基準終端を冷却することを可能にするように構成される、冷却スリーブと
を備える、システム。
（項目２７）
前記メインアンテナおよび前記基準終端に動作可能に結合されるプロセッサであって、前記プロセッサは、前記測定された放射計温度ならびに前記測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算するように構成される、プロセッサをさらに備える、項目２６に記載のシステム。
（項目２８）
前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて、前記アブレーション手技中に前記エネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定するようにさらに構成される、項目２７に記載のシステム。
（項目２９）
前記プロセッサは、前記アブレーション病変の体積に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、項目２８に記載のシステム。
（項目３０）
患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
前記カテーテルの遠位領域に配置されるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
前記カテーテルの遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
プロセッサであって、
前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算することと、
平均標的組織温度または前記標的組織温度のプロットされた曲線下の面積のうちの少なくとも一方に基づいて、アブレーション手技中にエネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定することと
を行うように構成される、プロセッサと
を備える、システム。
（項目３１）
前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、項目３０に記載のシステム。
（項目３２）
前記プロセッサは、交互的様式において、前記メインカテーテルにエネルギーを放出させ、放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるようにさらに構成される、項目３０または３１に記載のシステム。
（項目３３）
前記プロセッサは、第１の時間周期にわたって、前記メインカテーテルにエネルギーを放出させ、第２の時間周期にわたって、交互に入れ替わる様式において、前記メインカテーテルに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるように構成される、項目３２に記載のシステム。
（項目３４）
前記第１の時間周期は、前記第１の時間周期および前記第２の時間周期の合計の少なくとも８０パーセントである、項目３３に記載のシステム。
（項目３５）
前記プロセッサは、前記メインアンテナおよび前記基準終端に電気的に結合されるスイッチを介して交互に入れ替わる様式において、メインカテーテルに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるように構成される、項目３３または３４に記載のシステム。
（項目３６）
前記プロセッサは、前記計算された標的組織温度が所定の閾値内に維持されるように、前記エネルギー放出を変調させるようにさらに構成される、項目３０－３５のいずれかに記載のシステム。
（項目３７）
患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
前記カテーテルの遠位領域に配置されるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
前記カテーテルの遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
プロセッサであって、
前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算することと、
前記標的組織温度を監視し、前記標的組織温度内のポップを予測および／または検出することと
を行うように構成される、プロセッサと
を備える、システム。
（項目３８）
前記ポップは、急速な標的組織温度上昇と、続いて、突然の標的組織温度低下とを示す、項目３７に記載のシステム。
（項目３９）
前記プロセッサは、前記ポップが検出された場合に警告を発生させるようにさらに構成される、項目３７または３８に記載のシステム。
（項目４０）
前記プロセッサは、前記ポップが予測される場合、前記メインアンテナを介して前記エネルギー放出を自動的に変調させ、前記標的組織温度または前記標的組織温度の増加率のうちの少なくとも一方を低減させるようにさらに構成される、項目３７－３９のいずれかに記載のシステム。
（項目４１）
前記プロセッサに動作可能に結合されるディスプレイをさらに備え、前記プロセッサは、前記ディスプレイに前記標的組織温度内の前記ポップを表示させるようにさらに構成される、項目３７－４０のいずれかに記載のシステム。

図１は、ディッケスイッチを有するマイクロ波放射計の単純化されたブロック図である。

図２は、ディッケスイッチおよび基準終端がアンテナへの接続部の近傍の同軸ケーブルの端部に配置されるマイクロ波加熱および温度感知システムのブロック図である。

図３は、本発明の原理に従って構築される例示的マイクロ波アブレーションシステムのブロック図である。

図４Ａは、図３のシステムのマイクロ波加熱によって作成される温度場および電力損失密度のコンピュータシミュレーションを図示し、図４Ｂは、切断面の温度分布を図示する。

図５Ａは、基準終端が放射計アンテナの双極子の間に配置される、例示的マイクロ波アブレーションシステムを図示し、図５Ｂは、図５Ａのマイクロ波アブレーションシステムの切替ネットワークを図示し、図５Ｃは、図５Ａのマイクロ波アブレーションシステムを図示する。 図５Ａは、基準終端が放射計アンテナの双極子の間に配置される、例示的マイクロ波アブレーションシステムを図示し、図５Ｂは、図５Ａのマイクロ波アブレーションシステムの切替ネットワークを図示し、図５Ｃは、図５Ａのマイクロ波アブレーションシステムを図示する。

図６は、本発明の原理に従って構築される例示的マイクロ波アブレーションシステムのマイクロ波放射要素の基本的な双極子を図示する。

図７は、本発明の原理による例示的マイクロ波アブレーションシステムのマイクロ波放射要素のバラン変換器を図示する。

図８は、本発明の原理に従って構築される例示的マイクロ波アブレーションシステムの放射計アンテナの切取内部図である。

図９Ａは、本発明の原理に従って構築される例示的マイクロ波アブレーションシステムのマイクロ波放射要素の背中合わせのバラン変換器を図示する。

図９Ｂは、本発明の原理による、切替ダイオードおよび基準終端レジスタを伴う図９Ａの背中合わせのバラン変換器を図示する。

図１０Ａは、例示的マイクロ波アブレーションシステムのダイオードがオンにバイアスされたときの組織内での電力消散を図示し、図１０Ｂは、例示的マイクロ波アブレーションシステムのダイオードがオフにバイアスされたときの組織内での電力消散を図示する。

図１１は、本発明の原理に従って構築されるバラン変換器の３つの導体の伝送ラインの断面である。

図１２は、本発明の原理による例示的マイクロ波アブレーションシステムのカプセル化されたパッケージ化されていないダイオードを図示する。

図１３は、本発明の原理に従って構築される冷却剤スリーブを有する、例示的マイクロ波アブレーションシステムを図示する。

図１４は、本発明の原理による標的組織をアブレートするステップを図示する、フローチャートである。

図１５は、本発明の原理による例示的基準終端較正のステップを図示する、フローチャートである。

図１６Ａは、本発明の原理による例示的放射計較正のステップを図示する、フローチャートである。

図１６Ｂは、本発明の原理による代替の例示的放射計較正のステップを図示する、フローチャートである。

図１７は、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技の温度対時間を図示する、グラフである。

図１８Ａは、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技のアブレーション病変体積対平均標的組織温度を図示する、グラフである。

図１８Ｂは、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技のアブレーション病変体積対標的組織温度の曲線下の放射計面積を図示する、グラフである。

図１９は、標的組織温度内のポップ条件を図示する、グラフである。

図２０は、均質組織内の誘発された熱病変を示す、データを図示する。

図２１Ａ－２１Ｃは、本発明の原理によるアブレーションシステムを使用したヒートシンク試験の結果を図示する。 図２１Ａ－２１Ｃは、本発明の原理によるアブレーションシステムを使用したヒートシンク試験の結果を図示する。 図２１Ａ－２１Ｃは、本発明の原理によるアブレーションシステムを使用したヒートシンク試験の結果を図示する。

図２２は、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技を使用した、ウシの肝臓上でのヒートシンク試験の結果を図示する。

図２３は、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技を使用した、ウシの肝臓上での肺アブレーション試験の結果を図示する。

図２４Ａは、肺アブレーション試験から結果として生じる放射計ＡＵＣを示すデータを図示し、図２４Ｂは、肺アブレーション試験から結果として生じる送達されたエネルギーを示すデータを図示する。

図２５Ａは、例示的マイクロ波アブレーションシステムのマイクロ波放射要素の基本的な双極子を図示する。

図２５Ｂは、本発明の原理による、図２５Ａの基本的な双極子の単極子への転換を図示する。

図２５Ｃは、本発明の原理に従って構築される細い単極子を図示する。

図２６Ａは、切替ネットワークが本発明の原理による単極子内に配置される、例示的マイクロ波アブレーションシステムを図示する。

図２６Ｂは、図２６Ａのマイクロ波アブレーションシステムの切替ネットワークを図示する。

図２６Ｃは、図２６Ａのマイクロ波アブレーションシステムの代替の切替ネットワークを図示する。

図２７Ａおよび２７Ｂは、本発明の原理による、切替ネットワークが押し戻される、例示的マイクロ波アブレーションシステムを図示する。

図２８Ａ－２８Ｃは、本発明の原理に従って構築される例示的スイッチモジュールを図示する。

図２９は、本発明の原理に従って構築される、例示的スイッチ基板を図示する。

本発明の詳細な説明
前述に照らして、温度測定および制御のために放射測定システム（例えば、マイクロ波放射測定システム）を採用する、生体組織を処置するためのシステムならびに方法を提供することが望ましい。本発明の一側面によると、マイクロ波アブレーション中に温度を放射測定的に測定する、すなわち、放射計からの信号に基づいて温度を計算するためのシステムおよび方法が、提供される。マイクロ波アブレーションシステムでは、アンテナが、アブレーション信号電力が標的組織内に分散される方法を判定する。これは、電力損失密度として定量化されることができる。放射測定感知システムでは、アンテナは、電力損失密度が電源密度の状態になる、厳密に逆方向に稼働する。総受信電力は、測定体積内の電源の全ての合計である。電源の相対的な受信規模は、伝送またはアブレーションの場合のための電力損失の相対的な消散規模と同一である。

既存の市販のアブレーションシステムにおいて使用される標準的な熱電対技法とは異なり、放射計は、組織アブレーションが生じる深部における組織温度に関する有用な情報を提供し、したがって、臨床医が標的組織の選択された領域をアブレートするときの組織損傷の範囲に関して臨床医にフィードバックを提供し得る。具体的には、本開示は、標的組織のマイクロ波アブレーションおよびアブレーション中の標的組織の温度を測定するための改良されたシステムならびに方法を提供することによって、以前から知られているシステムの欠点を克服する。また、本開示は、基準終端およびアンテナに隣接する環境上へのエネルギー放出の効果を考慮し、アブレーション病変体積を推定し、アブレーションシステムの望ましくない加熱ならびに／もしくは移動を示すポップ条件を検出および／または予測し、それによって、本システムの安全性ならびに有効性を改良するための、アブレーションシステムを較正するための改良されたシステムおよび方法を提供する。本明細書に説明される新規の発明は、カテーテル／プローブベースの療法への広範囲の適用を有し得、カテーテル／プローブベースの療法は、限定ではないが、肝臓、腎臓、前立腺、および肺における血管系の中の標的ならびに軟組織標的を含む。例えば、本明細書に説明される本発明の原理は、公知のブレーションシステム（例えば、ＮｅｕＷａｖｅ^ＴＭマイクロ波アブレーションシステム（Ｊｏｈｎｓｏｎ ＆ Ｊｏｈｎｓｏｎ（Ｂｒｉｄｇｅｗａｔｅｒ， Ｎｅｗ ＪｅｒｓｅｙおよびＣｉｎｃｉｎｎａｔｉ， Ｏｈｉｏ）の一部である、Ｅｔｈｉｃｏｎ製）に組み込まれ得る。

標的組織へのマイクロ波加熱、および、加熱された組織の温度を監視する手段としてのマイクロ波放射測定は、所望の温度がもたらされ、標的組織を適切に処置し、療法上の目標を達成することを確実にし、Ａｌｌｉｓｏｎの米国特許出願公開第２０１９／０３６５４６６号（その全内容が参照により本明細書に援用される）に説明される。具体的には、加熱および温度感知が、両方の機能のために共有される単一のアンテナを使用するカテーテルを用いて遂行される。マイクロ波加熱は、標的組織に向かって指向されてもよい。マイクロ波発電機と同一の周波数において動作してアンテナを時分割する放射計が、アンテナを囲繞する領域からのマイクロ波放出を感知し、これらを組織温度に転換する。この場合、監視されている組織の体積は、例えば、腫瘍性肺組織を含む。アルゴリズムが、標的領域における温度を体積温度の読取値に関連付ける。

しかしながら、マイクロ波加熱を用いた放射測定を使用して正確な温度測定を達成するためには、障害物が、存在する。これらは、放射計とアンテナとの間の比較的に長い同軸ケーブル内での消散損失から生じる。通常のアプローチは、加熱されている標的組織の未知の温度を放射計内の既知の温度の内部基準と比較するディッケ放射計を使用する。放射計出力電圧は、以下の通りである。

式中、傾きは、１度あたりのボルト感度であり、オフセットは、固定誤差の全ての合計である。これらの定数は、ホット入力終端およびコールド入力終端を使用した較正によって判定される。

図１は、ディッケ放射計を有するそのようなシステムの単純化されたブロック図を図示する。図１に示されるように、アンテナ入力２８または内部基準入力（例えば、基準温度終端）３０のいずれかを選択する入力スイッチ（例えば、ディッケスイッチ）３２が、使用される。本アプローチは、ディッケスイッチ３２の背後の測定経路における全てのものが、アンテナ入力２８からの標的測定および基準温度終端３０からの基準測定の両方に対して共通であり、可能性として考えられる測定誤差の大部分が計算から外れるため、人気がある。

アンテナカテーテルの問題は、カテーテルの長さにわたって延設される同軸カテーテル内での消散損失である。ケーブル損失から生じる放出は、アンテナによって受信される放出から区別不可能である。放射計は、ケーブル温度と組み合わせられるアンテナ温度を測定する。問題は、高損失を要求する小径カテーテル、小径同軸ケーブルのための要望、および、発電機の電力の一部の消散によって引き起こされる同軸ケーブルの加熱によって、さらに悪化させられる。

解決策が、図２のブロック図に開示される。図２に図示されるように、ディッケスイッチ３４および基準終端３６が、同軸ケーブル（例えば、アンテナ４０への接続部の近傍の、メインカテーテルケーブルの遠位端における短い可撓性ケーブル３８）の端部に移動されている。ここで、同軸ケーブルは、アンテナ４０からの標的測定および基準終端３６からの基準測定の両方の一部であり、そこから消散する熱は、温度計算から外れる。しかしながら、本スキームは、加熱するケーブルへのその近接度に起因して、基準の加熱から生じるある誤差を被る。

以前から知られている放射測定システムの欠点を克服するために、本発明は、アンテナに統合されたディッケスイッチ放射計機能を統合する。例えば、ここで図３を参照すると、本発明の原理に従って構築されるマイクロ波加熱および温度感知システム１０を図示するブロック図が、提供される。図３に示されるように、発電機１２は、アンテナスイッチバイアスダイプレクサ１８が後に続く伝送／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６を通してアブレーションエネルギーを切替アンテナ２２に供給する。発電機１２は、任意の以前から知られている商業的に利用可能なアブレーションエネルギー発電機（例えば、マイクロ波エネルギー発電機）であり、それによって、放射測定技法が低減された資本支出で採用されることを可能にし得る。

さらに、放射計２４は、切替アンテナ２２からケーブル２０（例えば、同軸ケーブル）を介して温度測定値を受信する。切替アンテナ２２は、マイクロ波エネルギーを放出するため、および、メインアンテナに隣接する組織の温度を測定するための、１つまたは複数のマイクロ波放射要素を有するメインアンテナと、基準温度を測定するための基準終端とを含む。加えて、切替アンテナ２２は、アブレーションを受ける組織の体積温度を検出するための、その中に統合される切替ネットワーク（例えば、ディッケスイッチ）を含む。切替ネットワークは、切替アンテナ２２のメインアンテナからの測定された放射計温度（例えば、アブレーション手技中のメインアンテナに隣接する組織の温度）を示す信号と、切替アンテナ２２の基準終端からの測定された基準温度を示す信号との間で選択する。切替ネットワークが、切替アンテナ２２内に統合され、ケーブル２０および切替アンテナ２２の接続点から十分に離れているため、ケーブル２０による基準終端の加熱は、回避される。

スイッチ１６およびアンテナスイッチバイアスダイプレクサ１８は、スイッチ１６の状態に応じて切替アンテナ２２から温度測定値を受信するための放射計２４と共に、ハンドル１４内に配置され得る。例えば、スイッチ１６は、マイクロ波出力が発電機１２から切替アンテナ２２に伝送され得るようなアブレーション状態にあってもよい、または、スイッチ１６は、放射計２４が切替アンテナ２２から（例えば、メインアンテナならびに／もしくは基準終端から）温度測定値を受信し得るような測定状態にあってもよい。故に、スイッチバイアスダイプレクサ１８は、放射計２４がメインアンテナから温度測定値を受信し得るようなメインアンテナ状態にあってもよい、またはスイッチバイアスダイプレクサ１８は、放射計２４が基準終端から温度測定値を受信し得るような基準終端状態にあってもよい。ハンドル１４は、再利用可能であってもよい一方で、ケーブル２０および切替アンテナ２２は、使い捨て可能であってもよい。

システム１０は、例えば、ハンドル１４およびケーブル２０を介して、発電機１２ならびに切替アンテナ２２に結合されるコントローラ２６をさらに含み、それらの間の信号を調整する。コントローラ２６は、それによって、動作のために要求される情報を発電機１２に提供し、臨床医の制御下でアブレーションエネルギーを切替アンテナ２２に伝送し、臨床医による使用のために、アブレートされているときの組織の深部における温度を温度ディスプレイを介して表示してもよい。表示される温度は、コンピュータアルゴリズムを使用して、切替アンテナ２２によって測定される信号に基づいて計算されてもよい。したがって、コントローラ２６は、コントローラ２６によって実行されるべき命令を記憶するためのメモリを有するプロセッサを含む。プロセッサは、プログラム可能なマイクロプロセッサ、揮発性メモリ、不揮発性メモリ（例えば、プログラミングを記録するためのＥＥＰＲＯＭ）、および不揮発性記憶装置（例えば、ファームウェアを記録するためのフラッシュメモリ）を含み得る、１つまたは複数の商業的に利用可能なマイクロコントローラユニットを備えてもよい。プロセッサのメモリは、プロセッサによって実行されると、プロセッサおよびシステム１０の機能コンポーネントに、本明細書においてそれらに起因する機能性を提供させる、プログラム命令を記憶する。プロセッサは、プログラミングデータがプロセッサのメモリ内に記憶される、またはネットワークを介してアクセス可能であるように、プログラム可能であるように構成される。当業者に容易に理解されるように、図３は、１つのコントローラを示すように図示されるが、プロセッサは、単一の場所／筐体または複数の場所／筐体内で利用される、複数のプロセッサを含んでもよい。さらに、図３の再利用可能機器は、共通の筐体または別個の筐体内に格納されてもよい。

プロセッサは、上記に説明されるように、アブレーション状態と測定状態との間を移行するようにスイッチ１６を指向してもよい。例えば、プロセッサは、スイッチ１６がアブレーション状態にあるとき、切替アンテナ２２のメインアンテナにマイクロ波エネルギーを放出させてもよく、スイッチ１６が測定状態にあるとき、放射計２４に切替アンテナ２２からの（例えば、メインアンテナおよび／または基準終端からの）温度測定値を示す信号を受信させてもよい。加えて、プロセッサは、上記に説明されるように、メインアンテナ状態と基準終端状態との間を移行するようにスイッチバイアスダイプレクサ１８を指向してもよい。例えば、プロセッサは、スイッチバイアスダイプレクサ１８がメインアンテナ状態にあるとき、切替アンテナ２２のメインアンテナからの測定された放射計温度（例えば、アブレーション手技中の切替アンテナ２２に隣接する組織の温度）を示す信号、およびスイッチバイアスダイプレクサ１８が基準終端状態にあるとき、切替アンテナ２２の基準終端からの測定された基準温度を示す信号を受信してもよい。故に、プロセッサは、信号に基づいてアブレーションを受ける組織の体積温度を計算することができる。また、プロセッサは、フィードバックループの一部として、持続的にアブレーションを受ける組織の計算された体積温度に基づいてメインアンテナ４３を介して放出されるエネルギーのレベルを変調させ、標的組織の温度が所定の閾値内に維持されることを確実にしてもよい。

本発明の一側面によると、プロセッサは、アブレーション周期の大部分（例えば、５０％超、７５％超、８０％超、または、好ましくは、９０％超）にわたってアブレーション状態に位置付けられ、消散される電力を最大化するように、スイッチ１６を指向する。故に、プロセッサは、アブレーション周期の残り（例えば、それぞれ、５０％未満、２５％未満、２０％未満、または、好ましくは、１０％未満）にわたって測定状態に位置付けられるように、スイッチ１６を指向してもよい。また、スイッチ１６が測定状態にあるアブレーション周期中に、プロセッサは、交互に入れ替わり、メインアンテナ状態に位置付けられることと基準終端状態に位置付けられることとの間で交互に入れ替わりようにスイッチバイアスダイプレクサ１８を指向してもよい。

例えば、１秒サイクルにおいて、プロセッサは、メインアンテナが９００ミリ秒にわたって標的組織にマイクロ波エネルギーを放出するように、９００ミリ秒にわたってアブレーション状態に位置付けられるようにスイッチ１６を指向し、次いで、１００ミリ秒にわたって測定状態に位置付けられるようにスイッチ１６を指向してもよい。スイッチ１６が測定状態にある１００ミリ秒中に、プロセッサは、例えば、１、２、３、４、または５ミリ秒毎にメインアンテナ状態と基準終端状態との間で交互に入れ替わるようにスイッチバイアスダイプレクサ１８を指向してもよい。当業者によって理解されるように、プロセッサは、９００ミリ秒超またはそれ未満にわたってアブレーション状態に位置付けられるようにスイッチ１６を指向してもよく、プロセッサは、１ミリ秒未満または５ミリ秒超の任意の時間を含む、時間周期毎に交互に入れ替わるようにスイッチバイアスダイプレクサ１８を指向してもよい。また、切替構成要素（例えば、スイッチ１６およびスイッチバイアスダイプレクサ１８）のうちの少なくとも１つが、下記にさらに詳細に説明されるように、切替アンテナ２２内に統合されてもよい。

マイクロ波出力は、発電機１２からカテーテルの中のケーブル２０を辿ってカテーテル先端における切替アンテナ２２に伝搬する。マイクロ波出力は、切替アンテナ２２のメインアンテナから外向きに、標的組織（例えば、腫瘍等の標的肺組織）の中へ放射する。アブレーションシステムが除神経のために使用される場合等の他の実施例では、導入器デバイスが、身体管腔内にカテーテルを送達するために使用されてもよく、スペーサデバイスが、切替アンテナ２２が身体管腔のおおよその中心に展開されることを確実にするために使用されてもよい。体温において身体管腔を通して流動する血液の体積は、血液との即時の接触において身体管腔の表面を冷却し得る。加えて、または代替として、カテーテルの冷却管腔を通して導入される、身体の外側からの冷却剤が、身体管腔の表面を冷却するために使用され得る。この冷却を被っていない、管腔壁を越えた組織は、熱くなる。十分なマイクロ波出力が、供給され、標的組織（例えば、神経面積）を、標的組織を破壊する温度まで加熱する。

マイクロ波加熱によって作成される、温度場のコンピュータシミュレーションが、図４に示される。図４は、切替アンテナおよび囲繞する組織を通した切断部を図示する。効果は、アンテナの周囲で対称的であり、そのため、切断面の一方の半体のみが、示される。ピーク温度を通した半径方向の線に沿った温度が、標的組織内の温度を示す。温度は、組織表面の近傍の組織の内側で上昇し、標的組織の近傍の深部において最大に到達する。図４はまた、切替アンテナによって知覚されるマイクロ波出力損失密度パターンを図示する。切替アンテナおよび周波数が、発電機および放射計の両方に共通であるため、両方の機能のために生成されるパターンは、一致しており、放射計は、加熱される領域を最適に監視する。

ここで図５Ａ－図５Ｃを参照すると、マイクロ波アブレーションシステム１０の切替アンテナ２２が、提供される。切替アンテナ２２は、マイクロ波加熱および温度感知の両方のために使用されるメインアンテナ４３と、基準温度（例えば、切替アンテナ２２に隣接する温度）を測定するための基準終端４８とを含む。例えば、切替アンテナ２２のメインアンテナ４３は、１つまたは複数のマイクロ波放射要素（例えば、第１のマイクロ波放射要素４４ａ、および第２のマイクロ波放射要素４４ｂ）を含み、１つまたは複数のマイクロ波放射要素は、発電機１２からケーブル２０を介して電力を受け取るように、かつ、標的組織をアブレートするために十分なレベルにおけるマイクロ波エネルギーを、囲繞する標的組織の中へ放出するように設計される。

切替アンテナ２２のメインアンテナ４３は、アンテナを囲繞する領域からのマイクロ波放出を検出するための手段（例えば、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂによって形成される１つまたは複数の回路）をさらに含み、これらを切替アンテナ２２に隣接する組織の温度（すなわち、放射計温度）に転換する。切替アンテナ２２は、基準温度を測定するための基準終端４８をさらに含む。加えて、切替アンテナ２２は、切替アンテナ２２のメインアンテナ４３のマイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂの双極子半体の間に配置される切替ネットワーク４２（例えば、ディッケスイッチ）を統合する。上記に詳細に説明されるように、プロセッサは、メインアンテナ４３を介したマイクロ波エネルギー放出を可能にすることと、メインアンテナ４３または基準終端４８を介した温度測定を可能にすることとの間で交互に入れ替わるように切替ネットワーク４２を指向してもよい。

体積温度出力は、放射計温度（例えば、メインアンテナ４３を囲繞する加熱された組織の温度）と、基準終端４８によって測定される基準温度との間の差異である。体積温度出力は、アルゴリズム（例えば、米国特許第８，９３２，２８４号および第８，９２６，６０５号（その両方とも、参照により本明細書に援用される）に説明されるもの）を使用して、メインアンテナ４３のマイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂからの測定された放射計温度を示す信号と、基準終端４８からの測定された基準温度を示す信号とに基づいて、計算されてもよい。

具体的には、切替コンポーネント（例えば、切替ダイオード４６ａ、４６ｂ）および基準終端４８の全てが、２つのアンテナ双極子半体の接合部に位置する。２つのアンテナ双極子半体の間の接合部は、例えば、５ｍｍ以下、好ましくは、３ｍｍ以下の長さを有し得る。故に、マイクロ波アブレーションシステム１０の統合されたアンテナ／スイッチ構成は、物理的により短く、より可撓性を有する。切替ダイオード４６ａ、４６ｂは、切替ダイオード４６ａ、４６ｂをオンまたはオフにバイアスすることによって作動され、連動して同一状態に切り替えられる。故に、単一のバイアス源のみが、要求され、ケーブル２０の導体を介して切替ダイオード４６ａ、４６ｂに動作可能に結合され得る。切替ダイオード４６ａ、４６ｂは、例えば、マイクロ波ＰＩＮダイオードであってもよく、オン状態においてわずかな順電流でバイアスされる、または、オフ状態において負の電圧でバックバイアスされる。

加えて、マイクロ波チョーク配列５２が、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂから同軸カテーテルシャフト上へのマイクロ波エネルギーの放射パターンの折り返しを最小限にするために提供される。チョークは、近位双極子半体（例えば、マイクロ波放射要素４４ａ）をメインアンテナ４３の給電点におけるケーブル２０に接続することによって形成される。メインアンテナ４３とケーブル２０との間に開回路チョークをもたらす同軸構造が、マイクロ波放射要素４４ａとケーブル２０との間に形成される。

メインアンテナ４３からのまたは基準終端４８からの入力が、ケーブル２０の中心導体３９に印加されるバイアス電流の極性を反転させることによって選択される。直列に接続される切替ダイオード４６ａ、４６ｂは、マイクロ波信号を通過させる低い抵抗、または、バイアス極性に応じて信号を遮断する小さい静電容量のいずれかである。レジスタ（例えば、バイアス構成要素５３）は、ケーブル１１０の外側導体４１を通してバイアス電流を返す。バイアス電流ダイプレクサが、身体の外側のカテーテルの近位端にバイアスを供給する。

チップレベルの切替構成要素（ダイオード、レジスタ、およびコンデンサ）は、非常に小さく、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂの双極子半体の間のわずかな空間内のセラミックカード上に常駐する。ケーブル２０およびアンテナ構造は、狭い通路を通り抜け得る可撓性材料から形成される。唯一の堅性区分は、切替ネットワーク４２であり得、これは、約３ｍｍ以下である。

システム１０は、基準終端４８が基準温度を確立しなければならない、肺組織のアブレーション等の用途のために好適である。この理由のために、基準終端４８は、アンテナ放射パターンを阻害させ得るメインアンテナ４３の給電点を温度センサが横断する必要がないように、アンテナ構造の近位側に位置する。外側導体４１と、基準終端４８の基準レジスタの近傍で終端する非常に細い異種金属ワイヤとによって形成される熱電対回路が、この目的のために使用され得る。

図６に図示されるように、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂは、発電機１２からケーブル２０を介して電力を受け取る基本的な双極子である。図６に示されるように、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂは、円筒形の形状を有し得る。当業者によって理解されるように、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂは、渦巻き状の巻線を含む他の形状を有し得る。マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂの各々の中にあるものは、バラン変換器である。バラン変換器は、シングルエンド伝送ラインシステムを、バラン変換器５４ａを図示する図７に示されるような平衡システムに変換する。

ここで図８を参照すると、代替の例示的マイクロ波アブレーションシステム６０が、提供される。マイクロ波アブレーションシステム６０は、図３のマイクロ波アブレーションシステム１０と同様に構築され、同様の構成要素が、同様にプライミングされた参照番号によって識別される。例えば、ケーブル２０’が、ケーブル２０と対応し、切替アンテナ２２’が、切替アンテナ２２と対応し、メインアンテナ４３’が、メインアンテナ４３と対応し、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’が、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂと対応し、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’が、切替ダイオード４６ａ、４６ｂと対応し、基準終端４８’が、基準終端４８と対応する。図８に示されるように、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂの各々の中にあるものは、それぞれ、バラン変換器５４ａ、５４ｂである。

マイクロ波アブレーションシステム６０は、基準終端４８’が第２のマイクロ波放射要素４４ｂ’の遠位に配置される点において、マイクロ波アブレーションシステム１０と異なる。具体的には、切替アンテナ２２’は、切替ネットワーク（例えば、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’を含むディッケスイッチ）をメインアンテナ４３’の中へ統合し、これは、基準終端４８’がメインアンテナ４３’の遠位端から外に突出することを可能にする。故に、システム６０は、基準終端４８’が血流によって体温に維持され得る、腎除神経等の用途において使用され得る。

メインアンテナ４３’の構造は、それが、放射計のディッケスイッチ機能を可撓性の遠隔アンテナの中へ統合し、放射計基準終端４８’がメインアンテナ４３’から安定した温度領域（例えば、血流の経路）の中へ突出することを提供する点において、一意である。体積温度出力は、放射計温度（例えば、メインアンテナ４３’を囲繞する加熱された組織の温度）と、基準温度（例えば、（例えば、腎動脈の中の）基準終端４８’にわたって血流によって提供される既知の安定した体温）との間の差異である。体積温度出力は、アルゴリズム（例えば、米国特許第８，９３２，２８４号および第８，９２６，６０５号（その両方とも、参照により本明細書に援用される）に説明されるもの）を使用して、メインアンテナ４３’のマイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’からの測定された放射計温度を示す信号と、基準終端４８’からの測定された基準温度を示す信号とに基づいて、計算されてもよい。

図９Ａに図示されるように、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’は、２つの背中合わせのバラン変換器５４ａ、５４ｂを含む。図９Ｂに示されるように、２つの切替ダイオード（例えば、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’）は、メインアンテナ４３’のマイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’内に統合される。切替ダイオード４６ａ’は、バラン変換器５４ａ、５４ｂの間に位置付けられ、切替ダイオード４６ｂ’は、バラン変換器５４ｂの遠位に（例えば、バラン変換器５４ｂと基準終端４８’（図示せず）との間に）位置付けられる。切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’が閉鎖されると、シングルエンド入力は、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’に接続する平衡出力に変換される。バラン変換器５４ａは、メインアンテナ４３’の遠位端に短絡され、したがって、平衡出力における開回路に変換する。切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’が、図９Ａに示されるように開放しているとき、変換は、行われず、構造は、メインアンテナ４３’の遠位端への伝送ライン経路を通して直線の状態になり、基準終端（例えば、基準終端４８’）が図９Ｂに図示されるように位置する。

図９Ｂは、それらの中に統合される切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’を伴う背中合わせのバラン変換器５４ａ、５４ｂと、バイアス遮断コンデンサ５６および基準終端レジスタ５８を有する基準終端４８’とを有する切替アンテナ２２’を図示する。さらに図９Ｂに示されるように、接続部６２ａが、マイクロ波放射要素４４ａ’に接続し、接続部６２ｂが、マイクロ波放射要素４４ｂ’に接続する。切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’は、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’をオンまたはオフにバイアスすることによって作動され、連動して同一状態に切り替えられる。故に、単一のバイアス源のみが、要求され、ケーブル２０の導体を介して切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’に動作可能に結合され得る。

切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’は、例えば、マイクロ波ＰＩＮダイオードであってもよく、オン状態においてわずかな順電流でバイアスされる、または、オフ状態において負の電圧でバックバイアスされる。バイアス遮断コンデンサ５６は、バイアス電流が基準終端４８’の基準終端レジスタ５８の中で消散することを防止する。基準終端レジスタ５８は、接続伝送ラインが基準終端レジスタ５８のレジスタ値と同一の特性インピーダンスを有する限り、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’のバラン変換器５４ａ、５４ｂから任意の距離を置いて位置し、基準終端４８’の加熱を最小限にし得る。

ここで図１０Ａおよび１０Ｂを参照すると、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’の両方のスイッチ位置（例えば、オンおよびオフ）のためのアンテナ電力損失密度パターンが、提供される。例えば、図１０Ａは、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’がオンにバイアスされるときの切替アンテナ２２’の動作中の組織内での電力消散を図示する。図１０Ａに示されるように、（例えば、アブレートされるべき標的組織が位置する）標的組織内の所定の深度における組織の体積が、アブレーションのために十分な所望の温度まで加熱される。図１０Ｂは、切替ダイオード４６ａ’、４６ｂ’がオフにバイアスされるときの組織内での電力消散を図示し、したがって、切替アンテナ２２’が基準終端４８’のみを検出していることを示す消散は、示されていない。

バラン構造を構築し、可撓性の小径カテーテルの中に切替ダイオードを搭載する課題を克服するために、図１１に示されるように、３つの導体の伝送ライン構造が、バラン変換器５４ａ、５４ｂを形成するために使用される。図１１に図示されるように、薄い可撓性の誘電体基板６４が、基板６４の上面上に印刷される中心導体６６と、基板６４の底面上に印刷される２つの分割接地導体６８ａ、６８ｂとを含む。基板６４は、例えば、高々０．００５インチの厚さ、好ましくは、最大０．００５インチの厚さであり得る。加えて、基板６４の誘電率は、比較的に高く、例えば、約少なくとも１０である。伝送ラインインピーダンスは、導体の幅および分割接地導体６８ａ、６８ｂ間の間隙のサイズの関数である。

切替アンテナ２２’は、例えば、大腿動脈から腎動脈の中への方向転換を行うために、標的組織部位への送達中に撓曲する必要があり得る。切替アンテナ２２’の幾何学形状を小さく保つために、パッケージ化されていないダイオードが、使用され、カプセル化され、メインアンテナ４３’が撓曲するときの損傷を防止する。例えば、図１２は、上面側回路トレース７２上に位置付けられるダイオードチップ７０およびリボン接続部７６、ならびにカプセル化物質７４を図示する。加えて、図１２は、マイクロ波放射要素４４ａ’に接続する接続部６２ａと、マイクロ波放射要素４４ｂ’に接続する接続部６２ｂとを図示する。

メインアンテナ４３’が基板の一方の平面内で硬質である実施形態では、メインアンテナ４３’は、それが患者の動脈内で例えば屈曲を通り抜けさせ得るように、少なくとも一方の平面内で可撓性を有する。例えば、メインアンテナ４３’は、基板６４の平面内で比較的に硬質であり得るが、基板６４に対して垂直な平面内で丸まり得る。これは、カテーテルが捻転され、それを要求される屈曲の方向に配向することのみを要求する十分な可撓性を有すると判断される。したがって、メインアンテナ４３’の構造は、メインアンテナ４３’が少なくとも一方の平面、好ましくは、両方の平面内で可撓性を有することを可能にする。発泡誘電体が、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’の下の基板６４の上方および下方の領域を充填するために使用されてもよい。編組金属遮蔽層もまた、マイクロ波放射要素４４ａ’、４４ｂ’の下のバラン変換器５４ａ、５４ｂを被覆するために使用されてもよい。

ここで図１３を参照すると、その上に配置される冷却剤スリーブを有する例示的アブレーションシステムが、提供される。図１３に示されるように、冷却剤スリーブ８０は、ケーブル２０および切替アンテナ２２にわたって配置されてもよい。冷却剤スリーブ８０は、ケーブル２０および切替アンテナ２２を囲繞し、冷却材が、それを通して流動することを可能にするように定寸ならびに成形される通路８４を有する、内側管８２を含んでもよい。内側管８２は、ケーブル２０および切替アンテナ２２と同軸であってもよい。加えて、冷却剤スリーブ８０は、冷却剤が通路８４、接合空洞８９を通して、通路８８を通して図１３に図示される矢印の方向において外に流動し得るように、接合空洞８９を介して内側管８２の通路８４と流体連通する通路８８を有する、外側管８６を含んでもよい。図１３に示されるように、外側管８６はまた、ケーブル２０および切替アンテナ２２と同軸であってもよい。故に、冷却剤スリーブ８６の近位端は、冷却剤源に流体的に結合されてもよい。冷却剤が、切替アンテナ２２を越流するとき、冷却剤は、切替アンテナ２２の表面を冷却し、切替アンテナ２２が所定の量を超えて熱くなることを防止する。冷却剤スリーブ８０が、冷却剤が冷却剤スリーブ８０内に維持され、患者の身体の中に排出されないような閉ループ冷却を可能にし得る。下記にさらに詳細に説明されるように、冷却剤スリーブ８６は、基準終端４２が事前アブレーション較正中に所定の量を超えて熱くなることを防止するためにさらに使用されてもよい。冷却剤は、アブレートされている組織の表面を冷却し、それによって、エネルギーが標的組織の中により深く堆積されることを可能にするためにさらに使用されてもよい。故に、ピーク温度が、図４Ｂに示されるように、表面においてではなく、組織内の深部において達成される。

ここで図１４を参照すると、本発明の原理に従って標的組織をアブレートするための例示的方法１００が、提供される。事前アブレーション中に、ステップ１０１において、本システムのプロセッサが、基準終端のマイクロ波エネルギー放出の効果を考慮するように、基準終端較正を実施してもよい。例えば、メインアンテナ４３（例えば、切替アンテナ２２の外側における基準温度センサ（熱電対））と基準終端４２（例えば、切替アンテナ２２内のマイクロ波基準終端）との間に、温度オフセットが、存在する。オフセットは、メインアンテナ４３と基準終端４２との間の熱抵抗の関数である。基準終端４２の加熱が、メインアンテナ４３内の少量の印加されたマイクロ波アブレーション電力の消散によって引き起こされる。基準終端４２の較正は、測定されている切替アンテナ２２に隣接する組織を一定の温度に保持しながら、放射計２４を使用して基準終端４２の温度上昇を測定するステップを伴う。

図１５は、基準終端較正を実施するための例示的方法ステップ１０１を図示する。ステップ１０８において、切替アンテナ２２が、消散する組織として作用する、恒温槽内に位置付けられる。事実上、通常の温度測定が、逆に行われ、既知の基準が、メインアンテナ４３によって捉えられる水槽であり、未知の基準が、基準終端４２である。ステップ１０９において、高い循環流体流が、アンテナ２２の周囲の環境が、高流体流がメインアンテナ４３から放出されるマイクロ波エネルギーによって発生される全ての熱を除去するときに、加熱しないように、槽内に提供されてもよい。ステップ１１０において、種々のレベルのマイクロ波エネルギーが、メインアンテナ２２を介して放出され、これは、ケーブル／回路を通して進むマイクロ波エネルギーに起因して、基準終端４２をわずかに加熱させ、基準終端４２によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる電圧が、エネルギー放出の種々のレベルのそれぞれに関して測定される。上記に説明されるように、切替アンテナ２２の周囲の環境は、種々のレベルのマイクロ波エネルギーが、メインアンテナ４３を横断した高流量槽に起因して放出されるため、加熱しない。ステップ１１１において、測定された電圧が、エネルギー放出の種々のレベルと比較され、メインアンテナ４３を介したエネルギー放出中の基準終端４２上へのエネルギー放出の効果を考慮する。具体的には、外部温度センサに対する基準終端４２の温度の比較が、その傾きが熱抵抗である、印加されたマイクロ波電力との線形関係を露見させる。この熱抵抗定数が、印加された電力レベルによって乗算され、アブレーション中の基準終端４２の温度を見出す。

再び図１４を参照すると、事前アブレーション中に、ステップ１０２において、本システムのプロセッサは、メインアンテナ４３を介したエネルギー放出中の標的組織に隣接する環境上へのマイクロ波エネルギー放出の効果を考慮するように、放射計較正を実施してもよい。放射計較正は、放射計４２対エネルギー放出中の標的組織に隣接する環境の温度によって感知されたマイクロ波エネルギーを判定するための能力を提供する。

ここで図１６Ａを参照すると、基準終端較正を実施するための例示的方法１０２が、提供される。ステップ１１２において、切替アンテナ２２が、恒温槽内に位置付けられる。ステップ１１３において、温度に対してすでに較正された、既知のマイクロ波ノイズ源を使用して、メインアンテナ４３が、第１のノイズレベルと衝突され、第１の既知の温度を作成し、ステップ１１４において、第１の温度が、測定される。ステップ１１５において、温度に対してすでに較正された、既知のマイクロ波ノイズ源を使用して、メインアンテナ４３が、第１のノイズレベルと異なる第２のノイズレベルと衝突され、第２の既知の温度を作成し、ステップ１１６において、第２の温度が、測定される。故に、この放射計較正中に、基準終端４２は、冷却される必要はない。ステップ１１７において、第１の測定された温度および第２の測定された温度が、第１のノイズレベルならびに第２のノイズレベルと比較され、切替アンテナ２２に隣接する環境上へのメインアンテナ４３を介したエネルギー放出の効果を較正する。また、基準終端４２によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる第１の出力電圧および第２の出力電圧が、第１の温度と第２の温度との間の温度差が電圧差によって除算され、放射計２４のボルトあたりの度感度を提供するように、第１の温度ならびに第２の温度を測定する間に記録されてもよい。

ここで図１６Ｂを参照すると、基準終端較正を実施するための代替の例示的方法１０２’が、提供される。ステップ１１８において、切替アンテナ２２が、第１の既知の温度を有する第１の槽内に位置付けられる。ステップ１１９において、放射計信号が、メインアンテナ４３に印加され、ステップ１２０において、放射計信号の印加に応答して基準終端４２によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる第１の出力電圧が、測定される。ステップ１２１において、切替アンテナ２２が、第１の温度と異なる第２の既知の温度を有する、第２の槽内に位置付けられる。ステップ１２２において、放射計信号が、メインアンテナ４３に再び印加され、ステップ１２３において、放射計信号の印加に応答して基準終端４２によって発生されるエネルギー放出から結果として生じる第１の出力が、測定される。上記に説明されるように、冷却材が、切替アンテナ２２を横断して流動し、それによって、切替アンテナ２２を冷却することを可能にされてもよい。故に、基準終端４２の温度は、異なる温度を有する２つの異なる槽内に設置されると、変化せず、温度の上昇のみが、切替アンテナ２２に隣接する未知の環境のものである。ステップ１２４において、第１の測定出力電圧および第２の測定出力電圧が、第１の既知の温度ならびに第２の既知の温度と比較され、切替アンテナ２２に隣接する環境上へのメインアンテナ４３を介したエネルギー放出の効果を較正する。当業者によって理解されるように、ユーザは、放射計較正方法１０２または１０２を使用してもよく、基準終端較正ステップ１０１および放射計較正方法１０２、１０２’を任意の好ましい順序においてさらに実施してもよい。

再び図１４を参照すると、ステップ１０３において、切替アンテナ２２が、標的組織（例えば、肺組織）に隣接して位置付けられる。ステップ１０４において、上記に説明されるように、本プロセスは、交互的様式において、切替アンテナ２２の切替ネットワークを介して、メインアンテナ４３がマイクロ波エネルギーを放出することを可能にすることと、メインアンテナ４３がメインアンテナ４３によるエネルギー放出の結果として発生される放射計温度を測定することを可能にすることとの間で切り替える。ステップ１０５において、プロセッサは、メインアンテナ４３が放射計温度を測定することを可能にすることと、基準終端４２が基準温度を測定することを可能にすることとの間で切り替える。例えば、上記に説明されるように、（所望に応じて繰り返され得る）１つのアブレーションサイクルにおいて、メインアンテナ４３が、アブレーションサイクルの９０％にわたってマイクロ波エネルギーを放出し、電力消散を最大化してもよく、メインアンテナ４３および基準終端４２が、交互に入れ替わり、アブレーションサイクルのアブレーション周期の残りにわたって、それぞれ、放射計温度ならびに基準温度を測定してもよい。ステップ１０６において、プロセッサは、基準終端４２上へのエネルギー放出の効果およびメインアンテナ４３を介したエネルギー放出中の標的組織に隣接する環境上へのマイクロ波エネルギー放出の効果を考慮するために、上記に説明される較正された値を使用して、測定放射計温度ならびに測定された基準温度に基づいて、標的組織温度を計算してもよい。例えば、図１７は、マイクロ波アブレーションの周期中に測定された標的組織温度を図示する、チャートである。

再び図１４を参照すると、ステップ１０７において、プロセッサは、標的組織温度に基づいて、アブレーション手技中にメインアンテナ４３を介したマイクロ波エネルギー放出から結果として生じるアブレーション病変の体積を推定してもよい。具体的には、アブレーション手技中のエネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積が、平均標的組織温度または標的組織温度のプロットされた曲線下の面積のうちの少なくとも一方に基づいて推測されてもよい。例えば、図１８Ａは、平均標的組織温度対推測されるアブレーション病変体積をプロットする、グラフを図示し、図１８Ｂは、標的組織温度のプロットされた曲線下の放射計面積対推測されるアブレーション病変体積をプロットする、グラフを図示する。また、推測されたアブレーション病変体積が、エネルギー放出の滴定が所望の療法上の目標を達成することを可能にするために使用されてもよい。

ここで図１９を参照すると、ポップ条件（例えば、水蒸気ポップ）が、上記に説明されるプロセッサの中にプログラムされるアルゴリズムを介して検出および／または予測されてもよい。図１９に示されるように、ポップ条件９０は、急速な標的組織温度上昇と、続いて、突然の標的組織温度低下とを示す。突然の低下は、切替アンテナが当該場所から外に移行し、したがって、もはや標的組織を加熱しなくなる状態を示し得る。故に、プロセッサが、標的組織温度をリアルタイムで監視するにつれて、プロセッサは、標的組織温度が過度に急速に上昇しているとき、または、そうでなければ、所定の閾値から外れた様式にあるときを検出し、ポップ条件が観察されることを予測することが可能であり得る。ポップ条件９０が、生じることが検出または予測されると、プロセッサは、加熱を自動的に遮断する、ならびに／もしくはユーザに課題が存在することを警告するための警告を発生させてもよい。

加えて、または代替として、プロセッサは、ポップ条件の検出もしくは予測に応答してメインアンテナ２２を介してエネルギー放出を自動的に変調させ、それによって、標的組織および／または他の組織の加熱を防止するようにプログラムされてもよい。例えば、メインアンテナを介したエネルギー放出は、ポップが予測される場合、標的組織温度または標的組織温度の増加率のうちの少なくとも一方を低減させるように変調されてもよい。ポップ条件の検出および予測は、本明細書に説明されるアブレーションシステムの安全性ならびに有効性を改良する。また、プロセッサは、ユーザが標的組織温度内のポップ条件を可視化し得るように、標的組織温度の監視を表示するためのディスプレイに結合されてもよい。加えて、温度は、電力を変調させ、一定の温度を達成することによって設定された温度点に制御されてもよい。

下記に議論される臨床試験結果は、本明細書に説明されるマイクロ波加熱および測定システムの有効性を確認する。例えば、図２０は、均質組織中のマイクロ波アブレーションによって誘発された熱病変を示す、データを図示する。

図２１Ａ－２１Ｃは、本発明の原理によるアブレーションシステムを使用したヒートシンク試験の結果を図示する。例えば、ガラス管が、アブレーションの場内に位置付けられ、加熱の区域から熱を引き出した。これは、血管を模倣する。図２１Ａ－２１Ｃに示されるように、曲線下のより狭い放射計面積（「Ｒａｄ ＡＵＣ」）は、管（またはヒートシンク）内の流動が、それがオフであるときと比較して、オンであるときに達成される。これは、より小さい病変サイズと相関する。故に、病変の体積は、アブレーション区域から熱を引き離す、ヒートシンク（例えば、血管）が存在するときにも判定され得る。既知の方法は、ユーザが電力を制御し、電力および時間のレベルを設定することのみを可能にし、これは、ユーザが、熱が事実上、組織を加熱ならびに破壊しているかどうかを判定することを可能にするものではない。例えば、ユーザは、熱を引き離す（より小さい病変を作成する）、１０個の脈管、または熱を引き離す、ゼロの脈管が存在するかどうかを把握することはできない。本発明の原理によると、ユーザは、ヒートシンク（例えば、血管）の存在下での病変サイズをより精密に予測し得る。

図２２は、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技を使用した、ウシの肝臓上でのヒートシンク試験の結果を図示する。具体的には、ヒートシンクのより極端な実施例が、シミュレートされた。アンテナが、組織の表面のわずかに下方に位置付けられ、組織が、水槽内に位置付けられた。故に、片側上では、アンテナが、全ての組織を捉えており、他側では、アンテナは、より少ない組織、大部分は、水／食塩水を捉えていた。加えて、水中の流動が、ヒートシンキングの極端な方法として水中の熱を引き離すように作成された。ここで再び、放射計が、アンテナが表面の近傍に存在し、水が熱を引き離す状態（狭ＡＵＣ）の多くのヒートシンクが存在するとき、およびいかなるヒートシンクも存在せず（組織内に完全に埋め込まれている）、したがって、より高い加熱ならびにより広いＡＵＣが存在するときを検出し得る。

図２３は、本発明の原理に従って行われるアブレーション手技を使用した、ウシの肝臓上での肺アブレーション試験の結果を図示する。非常に均質である、上記に議論される肝臓組織と比較すると、肝臓組織は、非均質である（例えば、空気ポケットおよび結合組織等を有する）。図２３に示されるように、本発明の原理に従って構築されるマイクロ波アブレーションシステムが、病変体積との強いＡＵＣ相関を伴うアブレーション病変体積を予測するために非均質組織上でさらに使用されてもよい。また、図２４Ａは、肺アブレーション試験から結果として生じる放射計ＡＵＣを示すデータを図示し、図２４Ｂは、肺アブレーション試験から結果として生じる送達されたエネルギーを示すデータを図示する。具体的には、図２４Ａは、放射計ＡＵＣ対直径、長さ、および体積の回帰プロット（左から右）を図示し、図２４Ｂは、送達されたマイクロ波エネルギー対直径、長さ、ならびに体積（左から右）の回帰プロットを図示する。

ここで図２５Ａを参照すると、例示的マイクロ波アブレーションシステムの切替アンテナのマイクロ波放射要素の基本的な双極子が、提供される。具体的には、図２５Ａは、明確化のために、切替ネットワークが省略された状態で、図５Ａの切替アンテナ２２と同様に構築された、切替アンテナを図示する。図２５Ａに示されるように、切替アンテナは、切替アンテナの２つの双極子半体を形成する、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂを含む。上記に説明されるように、マイクロ波放射要素４４ａの近位端におけるマイクロ波チョーク配列５２が、マイクロ波放射要素４４ａ、４４ｂから同軸カテーテルシャフト上へのマイクロ波エネルギーの放射場パターンの折り返しを最小限にする。チョークは、近位双極子半体（例えば、マイクロ波放射要素４４ａ）を切替アンテナの給電点においてケーブル２０に接続することによって形成される。同軸構造が、マイクロ波放射要素４４ａとケーブル２０との間に形成され、これは、切替アンテナとケーブル２０との間に開回路チョークをもたらす。

図２５Ｂに示されるように、図２５Ａの切替アンテナの基本的な双極子は、マイクロ波放射要素４４ａ’’の近位端を短絡させ、マイクロ波放射要素４４ａ’’のチョーク作用を打破することによって単極子に転換され得る。故に、マイクロ波放射要素４４ａ’’および４４ｂ’’は、単極子を形成し得る。単極子は、図２５Ｃに示されるように、ケーブル２０’’に類似する直径を有し、それによって、全体的により小径の切替アンテナを提供してもよい。単極子の放射折り返しパターンは、より小径のデバイスが本明細書に説明される用途のために要求され得るため、許容され得る。

ここで図２６Ａを参照すると、図２５Ｂおよび２５Ｃの切替アンテナが、描写される切替ネットワーク４２’’内に図示される。図２６Ａに示されるように、切替ネットワーク４２’’は、マイクロ波放射要素４４ａ’’と４４ｂ’’との間の接合部に位置付けられてもよい。図２６Ｂに示されるように、切替ネットワーク４２’’は、切替ネットワーク４２’’が、第１の切替ダイオード４６ａ’’および第２の切替ダイオード４６ｂ’’ならびに付加的なバイアス構成要素５３’’に加えて第３の切替ダイオード４６ｃをさらに含み得ることを除いて、図５Ｂの切替ネットワーク４２と同様に構築されてもよい。第３の切替ダイオード４６ｃは、放射計温度（例えば、標的組織のアブレーション中の、アブレーションに起因する組織の加熱）からの基準終端４８’’の絶縁を改良し得る。

ここで図２６Ｃを参照すると、別の代替の切替ネットワークが、提供される。切替ネットワーク４２’’’は、第１の切替ダイオード４６ａ’’’と、第２の切替ダイオード４６ｂ’’’と、第３の切替ダイオード４６ｃ’とに加えて、第４の切替ダイオード４６ｄを含む。第４の切替ダイオード４６ｄは、基準温度の測定中の放射計温度からの基準終端４８’’’の絶縁を改良し得る。図２６Ｃに示されるように、第４の切替ダイオード４６ｄおよび第２の切替ダイオード４６ｂ’’’は、メインアンテナ（例えば、マイクロ波放射要素４４ｂ’’’）と直列であり、切替ネットワーク基板上のマイクロストリップ伝送ライン９２によって分離されてもよい。マイクロストリップ伝送ライン９２は、２つの切替ダイオード４６ｂ’‘‘、４６ｄによって達成される絶縁を改良し得、これは、より高いアブレーション周波数を使用した印加のために特に有用であり得る。当業者によって理解されるように、切替ネットワーク４２’’’は、図２６Ａの切替アンテナ内の切替ネットワーク４２’’を置き換え得る。

ここで図２７Ａおよび２７Ｂを参照すると、図２６Ａの切替アンテナが、切替ネットワーク４２’’が、単極子先端から押し戻され、メインアンテナ（例えば、マイクロ波放射要素４４ｂ’’）またはその近傍のより小径の同軸ケーブル（例えば、ケーブル２０’’）を収容する状態で図示される。図２７Ａに示されるように、切替ネットワーク４２’’は、マイクロ波放射要素４４ｂ’’の近位端の近位にある、ケーブル２０’’の遠位領域の中に押し戻されてもよい。代替として、図２７Ｂに示されるように、切替ネットワーク４２’’は、例えば、ケーブル２０’’がより小径の同軸ケーブル部分２０ａ’からより大径の同軸ケーブル部分２０ｂ’’に遷移する、ケーブル２０’’に沿った点における、ケーブル２０’’の遠位領域の中にさらに戻るように押動されてもよい。具体的には、切替ネットワーク４２’’は、ケーブル２０’’のより大径の同軸ケーブル部分２０ｂ’’内に、さらに、マイクロ波放射要素４４ｂ’’から離れるように配置され得るため、ケーブル２０’’は、マイクロ波放射要素４４ｂ’’と切替ネットワーク４２’’との間に延在する、より小径の同軸ケーブル部分２０ａ’’を含んでもよい。

切替ネットワーク４２’’は、標的デバイスの同軸ケーブルに除去可能に結合され得るように構造化され得る、スイッチモジュール１３０内に配置されてもよい。図２７Ｂに示されるように、スイッチモジュール１３０は、近位コネクタ９６を介してケーブル２０’’のより大径の同軸ケーブル部分２０ｂ’’の遠位端に、および遠位コネクタ９４を介してケーブル２０’’のより小径の同軸ケーブル部分２０ａ’’の近位端に除去可能に結合され、それによって、発電機とマイクロ波放射要素４４ｂ’’との間に電気接続を提供してもよい。当業者によって理解されるように、図２７Ｂは、ケーブル部分２０ａ’’より大きい直径を有する、ケーブル部分２０ｂ’’を描写しているが、ケーブル部分２０ａ’’および２０ｂ’’は、ケーブル２０’’が全体を通して均一な直径を有し得るように、同一の直径を有してもよい。

ここで図２８Ａ－２８Ｃを参照すると、例示的スイッチモジュールが、提供される。図２８Ａに示されるように、スイッチモジュール１３０は、近位コネクタ９６と電気的に結合され得る、近位コネクタ１３２ａと、遠位コネクタ９４と電気的に結合され得る、遠位コネクタ１３２ｂとを含んでもよい。例えば、近位コネクタ１３２ａは、近位コネクタ１３２ａおよび近位コネクタ９６が、解放可能に係合され得るように、近位コネクタ９６の一部を受容するように定寸ならびに成形される、管腔を有してもよく、遠位コネクタ１３２ｂは、遠位コネクタ１３２ｂおよび遠位コネクタ９４が解放可能に係合され得るように、遠位コネクタ９４の一部を受容するように定寸ならびに成形される、管腔を有してもよい。故に、スイッチモジュール１３０は、既存の標的デバイスと容易に統合され得る。

図２８Ａに示されるように、切替ネットワーク４２’’は、スイッチモジュール１３０内に配置され得る基板６４’’上に配置されてもよい。例えば、図２８Ｂに示されるように、スイッチモジュール１３０は、導体１３４（例えば、同軸ケーブル２０’’の中心導体）を含み、ケーブル２０’’とスイッチモジュール１３０内の基板６４’’との間に電気接続を提供してもよい。また、図２８Ｃに示されるように、スイッチモジュール１３０は、スイッチモジュール１３０内への基板６４’’に支持を提供するための、突起部１３６をさらに含んでもよい。

ここで図２９を参照すると、図２６Ｂの切替ネットワーク４２’’が、基板６４’’上に図示される。図２９に示されるように、第１の切替ダイオード４６ａ’’および第２の切替ダイオード４６ｂ’’は、基板６４’’の第１の側（左の写真）に配置されてもよく、第３の切替ダイオード４６ｃは、基板６４’’の反対側（右の写真）に配置されてもよい。

本発明の種々の例証的実施形態が、上記に説明されるが、種々の変更および修正が本発明から逸脱することなく本明細書に成され得ることが、当業者に明白となる。本明細書に説明されるシステムおよび方法が、腎動脈以外の組織のアブレーションおよび温度測定のために利用され得ることもさらに理解されたい。添付の請求項は、本発明の真の精神および範囲内にある全てのそのような変更および修正を網羅するように意図される。

Claims (19)

1. 患者内の標的組織をアブレートするためのシステムであって、前記システムは、
   近位領域と、遠位領域とを有するカテーテルと、
   単極子を備えるメインアンテナであって、前記メインアンテナは、前記カテーテルの前記遠位領域に配置され、前記標的組織をアブレートするためにエネルギーを放出し、前記エネルギー放出の結果として発生させられる放射計温度を測定するように構成される、メインアンテナと、
   前記カテーテルの前記遠位領域に配置される基準終端であって、前記基準終端は、前記遠位領域における基準温度を測定するように構成される、基準終端と、
   前記メインアンテナおよび前記基準終端に動作可能に結合されるプロセッサであって、前記プロセッサは、
   前記メインアンテナおよび前記基準終端に電気的に結合されるスイッチを介して交互に入れ替わる様式において、前記メインアンテナに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させることと、
   前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて標的組織温度を計算することと
   を行うように構成される、プロセッサと
   を備え、前記単極子は、近位放射要素と、遠位放射要素とを備え、前記近位放射要素の近位端は、前記近位放射要素のチョーク作用を打破するように構成される短絡部を備える、システム。
2. 前記スイッチは、前記近位放射要素と前記遠位放射要素との間に配置されるように構成される、請求項１に記載のシステム。
3. 前記スイッチは、前記近位放射要素の近位領域内に配置されるように構成され、前記近位領域は、前記近位放射要素と前記遠位放射要素との間の接合部の近位にある、請求項１または２に記載のシステム。
4. 前記スイッチは、第１の切替ダイオードと、第２の切替ダイオードとを備える、請求項１～３のいずれか一項に記載のシステム。
5. 前記スイッチは、前記標的組織のアブレーション中に前記放射計温度からの前記基準終端の絶縁を改良するように構成される第３の切替ダイオードを備える、請求項４に記載のシステム。
6. 前記スイッチは、前記基準温度の測定中に前記放射計温度からの前記基準終端の絶縁を改良するように構成される第４の切替ダイオードを備える、請求項５に記載のシステム。
7. 前記第２の切替ダイオードおよび前記第４の切替ダイオードは、前記メインアンテナと直列であり、マイクロストリップ伝送ラインによって分離される、請求項６に記載のシステム。
8. 前記スイッチを格納するように構成されるスイッチモジュールであって、前記スイッチモジュールは、前記カテーテルの同軸ケーブルに除去可能に結合されるように構成される近位同軸コネクタと、遠位同軸コネクタとを備える、スイッチモジュールをさらに備える、請求項１～７のいずれか一項に記載のシステム。
9. 前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて、アブレーション手技中に前記エネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定するようにさらに構成される、請求項１～８のいずれか一項に記載のシステム。
10. 前記プロセッサは、前記アブレーション病変の前記推定される体積に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、請求項９に記載のシステム。
11. 前記プロセッサは、平均標的組織温度または前記標的組織温度のプロットされた曲線下の面積のうちの少なくとも一方に基づいて、アブレーション手技中にエネルギー放出によって作成されるアブレーション病変の体積を推定するようにさらに構成される、請求項１～１０のいずれか一項に記載のシステム。
12. 前記プロセッサは、前記標的組織温度に基づいて前記エネルギー放出の滴定を可能にするようにさらに構成される、請求項１～１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 前記プロセッサは、交互的様式において、前記メインアンテナにエネルギーを放出させ、放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるようにさらに構成される、請求項１～１２のいずれか一項に記載のシステム。
14. 前記プロセッサは、第１の時間周期にわたって、前記メインアンテナにエネルギーを放出させ、第２の時間周期にわたって、交互に入れ替わる様式において、前記メインアンテナに放射計温度を測定させ、前記基準終端に基準温度を測定させるように構成される、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記第１の時間周期は、前記第１の時間周期および前記第２の時間周期の合計の少なくとも８０パーセントである、請求項１４に記載のシステム。
16. 前記プロセッサは、前記計算された標的組織温度が所定の閾値内に維持されるように、前記エネルギー放出を変調させるようにさらに構成される、請求項１～１５のいずれか一項に記載のシステム。
17. 前記プロセッサは、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記基準終端の加熱を考慮するための基準終端較正と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する環境の加熱を考慮するための放射計較正とを実施するようにさらに構成される、請求項１～１６のいずれか一項に記載のシステム。
18. 前記プロセッサは、前記基準終端と、前記メインアンテナを介したエネルギー放出中の前記標的組織に隣接する前記環境との加熱を考慮しながら、前記測定された放射計温度および前記測定された基準温度に基づいて前記標的組織温度を計算するようにさらに構成される、請求項１７に記載のシステム。
19. 少なくとも前記カテーテルの前記遠位領域にわたって配置される冷却スリーブであって、前記冷却スリーブは、冷却剤源に結合され、冷却剤が前記メインアンテナおよび前記基準終端を越流し、それによって、事前アブレーション較正中およびアブレーション手技中に前記メインアンテナおよび前記基準終端を冷却することを可能にするように構成される、冷却スリーブをさらに備える、請求項１～１８のいずれか一項に記載のシステム。
    

Images