聯接器的制作方法與工藝

聯接器本分案申請是基于中國發明專利申請號201280025173.8(國際申請號PCT/US2012/032820)、發明名稱“用于天然或人造管腔的柔性微波導管”、申請日2012年4月9日的專利申請的分案申請。技術領域本發明總體上涉及用于天然或人造管腔的柔性微波導管，以及相關的組裝和使用方法。

背景技術：
基于能量的組織治療是公知的。各種類型的能量(例如，電的、超聲的、微波的、低溫的、熱的、激光的，等等)被施加給組織以獲得所需的結果。已公開的微波導管使微波能量能在體內的天然管腔中被有效率地傳輸到如下部位：所述部位通過體內的天然或人造管腔，和/或身體結構(比如內臟器官或身體結構)可接近。這樣的一類天然管腔包括關于腸胃系統的管腔(例如，嘴部、咽部、食道、胃部、胰腺結構、大腸小腸、膽管、直腸和肛門)。另一類天然管腔包括關于聽覺系統的管腔(例如，耳道和咽鼓管)。另一類天然管腔包括關于呼吸系統的管腔(例如，鼻前庭、鼻腔、鼻竇、氣管、主支氣管和葉支氣管)。另一類天然管腔包括關于泌尿系統的管腔(例如，尿道、膀胱、輸尿管、前列腺和腎臟)。另一類天然管腔包括關于女性生殖系統的管腔(例如，陰道、子宮頸、子宮、輸卵管和卵巢)。另一類天然管腔包括關于男性生殖系統的管腔(例如，尿道、射精管、輸精管和睪丸)。其他的天然管腔可能需要通過其他手段進入，比如通過常見的脈管內手術獲得進入與脈管系統(主動脈、動脈、靜脈和心室)相關的管腔的通路。另外，與脈管系統相關的管腔可以提供一種通往所有內臟器官/身體結構的路徑和/或通路(例如，通往心臟、肺、腎、肝、胃、腸、結腸、脾、膽囊和闌尾)。據信，腎臟的交感神經活動引起并維持血壓的升高。長期的血壓增高或高血壓是心臟疾病和全球數百萬死者與病患的主要原因。通常，一個人長期地收縮壓超過140mmHg且舒張壓超過90mmHg就被歸類為患有高血壓。腎臟的去神經已經被證明能降低血壓。腎神經在腎動脈周圍成束，通過股動脈容易進入腎動脈。以腎神經為對象能獲得除血壓降低之外的其他有益結果，這可能成為諸如代謝綜合征、心力衰竭、睡眠呼吸暫停綜合癥、腎功能不全和糖尿病腎病這些手術的主要動因。

技術實現要素：
在本發明的一個方案中，提供一種柔性微波導管。所公開的柔性微波導管包括柔性同軸線纜，所述柔性同軸線纜具有內導體、圍繞內導體同軸設置的內介電體、和圍繞內介電體同軸設置的外導體。所公開的柔性微波導管包括至少一個饋入點，所述至少一個饋入點限定柔性同軸線纜的微波輻射部。提供網狀結構，所述網狀結構具有收縮構型和膨脹構型，并被布置為圍繞柔性同軸線纜的微波輻射部，其中，網狀結構從柔性微波導管徑向向外膨脹，從而將所述至少一個饋入點定位在網狀結構的徑向中心處。在某些方案中，柔性微波導管的網狀結構還包括減少來自微波輻射部的去神經能量沿軸向傳播的導電材料。在某些方案中，網狀結構包括彈性球囊，所述彈性球囊在其內表面上設有導電圖案。在某些方案中，處于膨脹構型的彈性球囊將所述至少一個饋入點定位在網狀結構的徑向中心處。在某些方案中，導電圖案限定在彈性球囊內表面上的窗口，其中，窗口的特征在于缺少導電圖案。在某些方案中，網狀結構和所述至少一個饋入點形成周向均衡的諧振結構。在某些方案中，網狀結構還包括：遠側導電端蓋網，近側導電端蓋網，以及形成在遠側導電端蓋網和近側導電端蓋網之間的管狀網體，其中，遠側導電端蓋網和近側導電端蓋網減少了來自微波輻射部的微波能量沿軸向的傳播。在某些方案中，管狀網體限定沿著大約2cm到大約3cm的縱向跨距360度地輻射能量的窗口。在本發明的另一個方案中，提供一種柔性微波導管，包括：柔性同軸線纜，所述柔性同軸線纜具有內導體、圍繞內導體同軸設置的內介電體、以及圍繞內介電體同軸設置的外導體。至少一個饋入間隙限定柔性同軸線纜的微波輻射部。居中定位結構被設置在柔性同軸線纜的微波輻射部附近，居中定位結構具有收縮構型和膨脹構型，其中，居中定位結構從柔性微波導管徑向向外延伸，從而將至少一個饋入點定位在居中定位結構的徑向中心處。在某些方案中，柔性微波導管的居中定位結構包括支架形可膨脹元件，所述支架形可膨脹元件在從柔性微波導管的外護套的范圍被朝遠側推進后膨脹成管狀。在某些方案中，支架形可膨脹元件限定多個沿縱向跨距360度地輻射能量的窗口。在某些方案中，居中定位結構包括多個居中定位裝置，所述多個居中定位裝置中的至少一個被設置在所述至少一個饋入間隙中的每個的遠側，并且所述多個居中定位裝置中的至少一個被設置在所述至少一個饋入間隙中的每個的近側。在某些方案中，多個居中定位裝置減少了來自所述至少一個饋入間隙中的每個的微波能量沿軸向的傳播。在某些方案中，所述至少一個饋入間隙包括第一饋入間隙和第二饋入間隙，并且居中定位結構還包括可操作地與第一饋入間隙關聯的第一居中定位裝置；以及可操作地與第二饋入間隙關聯的第二居中定位裝置，其中在膨脹構型下，第一饋入間隙處于第一居中定位裝置的徑向中心處，并且第二饋入間隙處于第二居中定位裝置的徑向中心處。在某些方案中，第一居中定位裝置和第二居中定位裝置都限定了在其中的窗口，所述窗口從其中輻射微波能量。在某些方案中，居中定位結構包括可擴張球囊外殼，以及形成在可擴張球囊外殼上的多個瓣，其中，在膨脹構型下，在多個瓣的相鄰瓣之間形成通道。在某些方案中，居中定位結構包括圍繞柔性微波導管的圓周均勻間隔的多個翅片，其中，在收縮構型下多個翅片被限制在柔性微波導管的外護套內，并且在膨脹構型下多個翅片從柔性微波導管徑向向外延伸。在某些方案中，多個翅片被確定尺寸成通過流體流經流體流動管腔所產生流體/液力作用力將柔性微波導管在流體流動管腔中自我居中定位。在某些方案中，居中定位結構包括居中定位籃。居中定位籃包括：用于接合柔性微波導管的第一接收器；用于接合柔性微波導管的第二接收器；以及在第一接收器和第二接收器之間延伸的多個帶，多個帶的每一個都向外彎曲，并形成第一接收器和第二接收器之間的弓形路徑。在收縮構型下多個帶被徑向向內壓縮，從而將居中定位籃拉長。在膨脹構型下，多個帶被解除壓縮并徑向向外延伸。在某些方案中，第一接收器固定地接合柔性微波導管，并且第二接收器可滑動地接合柔性微波導管。在某些方案中，居中定位結構包括至少兩個居中定位籃。所述至少兩個居中定位籃的每個都包括：用于接合柔性微波導管的第一接收器；用于接合柔性微波導管的第二接收器；以及在第一接收器和第二接收器之間延伸的多個帶，多個帶的每一個向外彎曲，并且形成第一接收器和第二接收器之間的弓形路徑。在收縮構型下多個帶被徑向向內壓縮，從而將居中定位籃拉長，在膨脹構型下，多個帶被解除壓縮并徑向向外延伸。在某些方案中，第一接收器固定地接合柔性微波導管，第二接收器可滑動地接合柔性微波導管。在某些方案中，所述至少一個饋入間隙中的一個被定位在所述至少兩個居中定位籃的第一籃和第二籃之間。在某些方案中，居中定位結構包括圍繞柔性微波導管的圓周均勻間隔的多個槳葉。多個槳葉中的每個都被鉸接地附接到柔性微波導管，其中，在收縮構型下多個槳葉鄰近并平行于柔性微波導管，在膨脹構型下多個槳葉展開垂直于柔性微波導管并從柔性微波導管徑向向外延伸。在某些方案中，居中定位結構包括連接到柔性微波導管外表面并圍繞柔性微波導管外表面以螺旋形式延伸的多個螺旋肋，其中，在收縮構型下多個螺旋肋被壓縮在柔性同軸線纜和柔性微波導管的外護套的內表面之間，在膨脹構型下多個螺旋肋從柔性同軸線纜徑向延伸。在本發明的另一個方案中，提供一種用于聯接柔性同軸線纜、流體冷卻系統、和導管外護套的聯接器。所述聯接器包括流體聯接器主體，所述流體聯接器主體包括：流體入口，所述流體入口形成在流體聯接器主體中，并被配置成可操作地聯接冷卻流體源并從冷卻流體源接收流體；流體出口，所述流體出口形成在流體聯接器主體中，并被配置成可操作地聯接到流體排放口；旁通球，所述旁通球形成用于可滑動聯接同軸線纜的孔；以及外護套聯接器，所述外護套聯接器形成用于聯接導管外護套的孔，并形成與導管外護套的液密密封。聯接器包括流體密封系統，所述流體密封系統被收納在流體聯接器主體內，包括：遠側密封隔膜，所述遠側密封隔膜被配置成形成圍繞入流管腔的外表面的液密密封和與流體聯接器主體的內表面的液密密封，從而限定與流體出口流體連通的出流增壓室，出流增壓室被形成在流體聯接器主體的遠側內表面、入流管腔的外表面、遠側密封隔膜的遠側部和外護套聯接器之間。聯接器包括近側密封隔膜，所述近側密封隔膜被配置成形成圍繞同軸線纜的外表面的液密密封和與流體聯接器主體的內表面的液密密封，從而形成與流體入口流體連通的入流增壓室，入流增壓室被形成在流體聯接器主體的近側內表面、遠側密封隔膜的近側部、近側密封隔膜的近側部之間。在某些方案中，導管圍繞內管腔同軸形成；內管腔圍繞同軸線纜同軸形成，以及入流增壓室與形成在同軸線纜的外表面和入流管腔的內表面之間的流體通道流體連通。在某些方案中，導管圍繞內管腔同軸形成；內管腔圍繞同軸線纜同軸形成，以及出流增壓室與形成在入流管腔的外表面和外護套的內表面之間的流體通道流體連通。在某些方案中，導管圍繞內管腔同軸形成；內管腔圍繞同軸線纜同軸形成；入流增壓室與形成在同軸線纜的外表面和入流管腔的內表面之間的流體通道流體連通，以及出流增壓室與形成在入流管腔的外表面和外護套的內表面之間的流體通道流體連通。在某些方案中，流體聯接器主體可滑動地接合同軸線纜。在本發明的另一個方案中，提供一種微波能量傳輸裝置。所述微波能量傳輸裝置包括同軸饋線，所述同軸饋線具有內導體、圍繞內導體被同軸布置的內介電絕緣體、和圍繞內介電絕緣體被同軸布置的外導體。所述微波能量傳輸裝置包括被可操作地聯接到同軸饋線遠端的輻射部。輻射部包含：輻射部內導體，所述輻射部內導體被可操作地聯接到同軸饋線內導體的遠端并從同軸饋線內導體的遠端延伸；屏蔽外導體，所述屏蔽外導體被圍繞輻射部內導體螺旋纏繞，并被可操作地聯接到同軸饋線外導體；以及被定位在輻射部內導體和屏蔽外導體之間的屏蔽介電體。屏蔽外導體的寬度根據其沿同軸饋線內導體的縱向位置而變化。帽被可操作地聯接到輻射部內導體和屏蔽外導體的遠端，并提供輻射部內導體和屏蔽外導體之間的電連接。在某些方案中，所述微波能量傳輸裝置包括被設置在所述微波能量傳輸裝置的遠端處的溫度傳感器。在某些方案中，輻射部所產生的輻射圖案與屏蔽外導體的可變寬度或屏蔽外導體的可變螺旋角中的至少一個相關。在某些方案中，所述微波能量傳輸裝置包括由被形成在屏蔽外導體的相鄰繞圈之間的空隙限定的饋入間隙。在某些方案中，由沿橫截面的饋入間隙的周長和屏蔽外導體的周長的比值所限定的饋入間隙比從屏蔽外導體的近端到屏蔽外導體的遠端線性地變化。在某些方案中，所述饋入間隙比從所述屏蔽外導體的近端到所述屏蔽外導體的遠端非線性地變化。在某些方案中，饋入間隙比在輻射部近端處的0％和輻射部遠端處的大約50％之間變化。在某些方案中，饋入間隙比在輻射部近端上的0％和輻射部遠端上的大約100％之間變化。在某些方案中，微波能量傳輸裝置產生沿輻射部的縱向長度延伸的螺旋形電磁場。在某些方案中，螺旋形電磁場與被形成在屏蔽外導體的單獨繞圈之間的空隙相關。在某些方案中，屏蔽外導體包括至少兩個螺旋圈。在某些方案中，帽提供輻射部內導體和屏蔽外導體之間的電連接。在本發明的另一個方案中，提供一種微波能量傳輸裝置，包括:同軸饋線，所述同軸饋線具有內導體、圍繞內導體同軸布置的內介電絕緣體、和圍繞內介電絕緣體同軸布置的外導體。微波能量傳輸裝置包括輻射部，所述輻射部被可操作地聯接到同軸饋線的遠端，輻射部包含：輻射部內導體，所述輻射部內導體被可操作地聯接到同軸饋線內導體的遠端并從同軸饋線內導體的遠端延伸；屏蔽外導體，所述屏蔽外導體被圍繞輻射部內導體螺旋纏繞，并被可操作地聯接到同軸饋線外導體；以及被定位在輻射部內導體和屏蔽外導體之間的屏蔽介電體。屏蔽外導體的螺旋角根據其沿同軸饋線內導體的縱向位置而變化。帽被可操作地聯接到輻射部內導體和屏蔽外導體中的至少一個的遠端。在某些方案中，所述微波能量傳輸裝置包括由被形成在屏蔽外導體的相鄰繞圈之間的空隙所限定的饋入間隙。在某些方案中，由沿橫截面的饋入間隙的周長和屏蔽外導體的周長的比值所限定的饋入間隙比從屏蔽外導體的近端到屏蔽外導體的遠端線性地變化。在某些方案中，所述饋入間隙比從所述屏蔽外導體的近端到所述屏蔽外導體的遠端非線性地變化。在某些方案中，饋入間隙比在輻射部近端處的0％和輻射部遠端處的大約50％之間變化。在某些方案中，微波能量傳輸裝置產生沿輻射部的縱向長度延伸的螺旋形電磁場。在某些方案中，螺旋形電磁場與被形成在屏蔽外導體的單獨繞圈之間的空隙相關。在某些方案中，帽提供輻射部內導體和屏蔽外導體之間的電連接。在本發明的另一個方案中，提供一種微波能量傳輸裝置，包括同軸饋線，所述同軸饋線具有內導體、圍繞內導體同軸布置的內介電絕緣體、和圍繞內介電絕緣體同軸布置的外導體。所公開的微波能量傳輸裝置包括輻射部，所述輻射部被可操作地聯接到同軸饋線的遠端。輻射部包含：輻射部內導體，所述輻射部內導體被可操作地聯接到同軸饋線內導體的遠端并從同軸饋線內導體的遠端延伸；屏蔽外導體，所述屏蔽外導體被圍繞輻射部內導體螺旋纏繞，并被可操作地聯接到同軸饋線外導體；以及被定位在輻射部內導體和屏蔽外導體之間的屏蔽介電體。屏蔽外導體的螺旋角的螺距根據其沿同軸饋線內導體的縱向位置而變化。帽被可操作地聯接到輻射部內導體和屏蔽外導體中的至少一個的遠端。在某些方案中，所述微波能量傳輸裝置包括由被形成在屏蔽外導體的相鄰繞圈之間的空隙所限定的饋入間隙。在某些方案中，由沿橫截面的饋入間隙的周長和屏蔽外導體的周長的比值所限定的饋入間隙比從屏蔽外導體的近端到屏蔽外導體的遠端線性地變化。在某些方案中，所述饋入間隙比從所述屏蔽外導體的近端到所述屏蔽外導體的遠端非線性地變化。在某些方案中，饋入間隙比在輻射部近端處的0％和輻射部遠端處的大約50％之間變化。在某些方案中，微波能量傳輸裝置產生沿輻射部的縱向長度延伸的螺旋形電磁場。在某些方案中，螺旋形電磁場與被形成在屏蔽外導體的單獨繞圈之間的空隙相關。在某些方案中，帽提供輻射部內導體和屏蔽外導體之間的電連接。在本發明的另一個方案中，提供一種用于在身體管腔中形成諧振結構的方法。所述方法包括：利用患者的身體管腔推進柔性微波導管，所述柔性微波導管包括在該柔性微波導管的遠端上的輻射部，輻射部被配置成接收一個微波頻率下的微波能量信號，以及至少一個居中定位裝置鄰近所述輻射部并被配置成從該柔性微波導管徑向向外展開。所述輻射部被定位鄰近目標組織。至少一個居中定位裝置在身體管腔中從柔性微波導管徑向向外展開，從而將所述輻射部定位在該身體管腔的徑向中心處。周向均衡的諧振結構通過所述輻射部被形成在身體管腔中，所述微波頻率下的微波能量信號從該輻射部發出，并使所述身體管腔以所述微波頻率諧振。在某些方案中，所述周向均衡的諧振結構沿大約2cm到大約3cm的縱向跨距360度地輻射能量。在某些方案中，身體管腔是腎動脈。在某些方案中，所述目標組織是腎神經，且所述周向均衡的諧振結構產生使該目標組織去神經的電磁場。在某些方案中，所述方法還包括利用所述身體管腔提供持續的流體流動的步驟，以及冷卻至少部分所述身體管腔的步驟。在某些方案中，所述方法還包括持續發送微波能量信號，直到大量的能量被發送從而有效地損傷所述目標組織同時不傷及所述身體管腔的關鍵結構為止。在某些方案中，所述方法還包括監視持續流體流動的溫度的步驟，以及如果所監視的溫度超過溫度閾值則終止微波能量傳輸的步驟。在某些方案中，所述身體管腔選自腸胃管腔、聽覺管腔、呼吸系統管腔、泌尿系統管腔、女性生殖系統管腔、男性生殖系統管腔、脈管系統管腔、以及內臟器官中的至少一種。在某些方案中，所述方法還包括擴張所述身體管腔以形成一種與所述微波頻率相關的結構。在某些方案中，所述方法還包括基于所述身體管腔的解剖結構選擇所述微波頻率以使所述身體管腔諧振。在某些方案中，所述方法還包括監視所述身體管腔中的溫度，并且當所述溫度超過閾值溫度時終止微波能量信號的傳輸。在某些方案中，所述輻射部包括在所述柔性微波導管中形成開放回路的饋入間隙。在某些方案中，所述輻射部包括第一饋入間隙和第二饋入間隙，其中所述第一和第二饋入間隙的每一個都在柔性微波導管內形成開放回路。在本發明的另一個方案中，提出一種用于在身體管腔中形成諧振結構的方法。所提出的方法包括利用患者的身體管腔推進柔性微波導管。所述柔性微波導管包括在該柔性微波導管的遠端上并被配置成接收一個微波頻率下的微波能量信號的輻射部、鄰近所述輻射部的導電網、以及被配置成將所述導電網圍繞所述輻射部展開的可收縮護套。所述方法包括將所述輻射部定位成鄰近目標組織，收縮可收縮護套，在所述身體管腔中從柔性微波導管徑向向外地展開所述導電網，從而將所述輻射部定位在所述身體管腔的徑向中心處，通過所述輻射部在所述身體管腔中形成一種周向均衡的諧振結構，以及以所述微波頻率傳送微波能量信號從而使得所述身體管腔以所述微波頻率諧振。在某些方案中，所述方法包括在所述導電網上形成窗口(其特征在于沒有材料)，以及加熱與所述窗口相關的身體管腔區域。在某些方案中，所述身體管腔是腎動脈，所述目標組織是腎神經，加熱與所述窗口相關的身體管腔區域至少部分地使腎臟去神經。在某些方案中，所述方法包括冷卻至少部分腎動脈的步驟。在某些方案中，所述方法包括提供流體冷卻結構以增強能量傳輸并減少至少部分柔性微波導管的加熱的步驟。所述身體管腔可以選自腸胃管腔、聽覺管腔、呼吸系統管腔、泌尿系統管腔、女性生殖系統管腔、男性生殖系統管腔、脈管系統管腔、以及內臟器官中的至少一種。在某些方案中，所述周向均衡的諧振結構沿大約2cm到大約3cm的縱向跨距360度地輻射能量。在本發明的另一個方案中，提供一種用于實施微波消融術波導的方法。所述方法包括以下步驟：選擇由活體生物組織形成且能傳輸流體的管腔，將細長內導體縱向引入所述管腔，將細長內導體的遠端定位在所述管腔中鄰近目標解剖結構的位置，將細長內導體的至少一部分沿著管腔的縱軸線居中定位，利用微波消融能量對所述細長內導體供給能量，以及通過所述管腔電屏蔽所述細長內導體以減少微波消融能量朝目標解剖結構的近側的傳播。在某些方案中，所述管腔根據在其中所傳輸的流體的介電特性來選擇。在某些方案中，所述居中定位的步驟包括提供一種便于所述被傳輸的流體流動通過其中的居中定位構件。在某些方案中，所述方法還包括改變被傳輸流體的介電特性的步驟。在某些方案中，所述方法還包括在被傳輸流體中引入流體調理劑的步驟。在某些方案中，所述流體調理劑依據被感應到的電參數被引入被傳輸流體。所述被感應到的電參數可以選自由VSWR、功率因數、阻抗、電容、電感、和電阻構成的組。在某些方案中，所述流體調理劑依據被感應到的生物學參數被引入被傳輸流體。所述被感應到的生物學參數可以選自由組織溫度、血壓、心率、呼吸率、組織阻抗、血氧、神經反應構成的組。在某些方案中，所述流體調理劑可以以持續的流量被引入被傳輸流體。在某些方案中，所述流體調理劑以可變的流量被引入被傳輸流體。所述流體調理劑以一個根據被感應到的電參數和/或被感應到的生物學參數所選定的流量被引入被傳輸流體。在本發明的另一個方案中，提供一種使用具有輻射圖案的微波消融器械的方法。所述方法包括選擇由活體生物組織形成且能傳輸流體的管腔，將微波消融圖案縱向引入所述管腔，將微波消融器械的輻射圖案定位在鄰近目標解剖結構的位置，利用微波消融能量對所述微波消融器械供給能量，以及通過所述管腔電屏蔽所述微波消融器械以減少微波消融能量沿管腔朝目標解剖結構的近側的傳播。在某些方案中，所述管腔根據管腔中所傳輸的流體的介電特性來選擇。在某些方案中，所述方法還包括改變被傳輸流體的介電特性。在某些方案中，所述方法還包括在被傳輸流體中引入流體調理劑。在某些方案中，所述流體調理劑依據被感應到的電參數被引入被傳輸流體。在某些方案中，所述被感應到的電參數可以選自由VSWR、功率因數、阻抗、電容、電感、和電阻構成的組。在某些方案中，所述流體調理劑依據被感應到的生物學參數被引入被傳輸流體。在某些方案中，所述被感應到的生物參數可以選自由組織溫度、血壓、心率、呼吸率、組織阻抗、血氧、神經反應構成的組。在本發明的另一個方案中，提供一種用于實施微波消融術波導的方法。所述方法包括：選擇能傳輸流體且由活體生物組織所形成的管腔；將細長內導體引入管腔；將至少一部分的細長內導體定位在管腔中，使得細長內導體的縱軸線被定位成基本平行于管腔的縱軸線并與管腔的縱軸線間隔所需的距離，并且靠近目標解剖結構；和沿細長內導體傳輸微波能量，使得管腔屏蔽內導體并允許預定量的微波能量傳播經過目標解剖結構。在某些方案中，管腔根據管腔中所傳輸的流體的介電特性來選擇。在某些方案中，所述方法包括改變被傳輸流體的介電特性。在某些方案中，所述方法包括在被傳輸流體中引入流體調理劑。在某些方案中，流體調理劑依據被感應到的電參數被引入被傳輸流體。被感應到的電參數選自由VSWR、功率因數、阻抗、電容、電感、和電阻構成的組。在某些方案中，流體調理劑依據被感應到的生物學參數被引入被傳輸流體。在某些方案中，被感應到的生物學參數選自由組織溫度、血壓、心率、呼吸率、組織阻抗、血氧、神經反應構成的組。在本發明的另一個方案中，提供一種使用微波消融術器械的方法。所述方法包括：選擇能傳輸流體且由活體生物組織所形成的管腔；將微波天線引入管腔，所述微波天線具有外導體，所述外導體具有能產生預定輻射圖案的結構；將微波天線定位在靠近目標解剖結構的位置處；以及利用微波能量對微波天線供給能量，從而在微波能量以預定輻射圖案從微波天線發射時，管腔控制被允許傳播通過管腔的微波能量的數量。在某些方案中，管腔根據管腔中所傳輸的流體的介電特性來選擇。在某些方案中，所述方法包括改變被傳輸流體的介電特性。在某些方案中，所述方法包括在被傳輸流體中引入流體調理劑。在某些方案中，流體調理劑依據被感應到的電參數被引入被傳輸流體。在某些方案中，被感應到的電參數選自由VSWR、功率因數、阻抗、電容、電感、和電阻構成的組。在某些方案中，流體調理劑依據被感應到的生物學參數被引入被傳輸流體。在某些方案中，被感應到的生物參數選自由組織溫度、血壓、心率、呼吸率、組織阻抗、血氧、神經反應構成的組。附圖說明被納入說明書并作為說明書組成部分的附圖示出了本發明的各種實施例。連同前面所給出的發明內容和后面所給出的具體實施方式，所述附圖闡明了本發明的系統、設備和方法的原理。圖1是根據本發明某些實施例的經脈管系統進入腎動脈的柔性微波導管的部分剖視圖；圖2是具有根據本發明某些實施例的柔性微波導管的微波能量傳輸系統的系統圖；圖3是是根據本發明某些實施例的經脈管系統進入腎動脈的柔性微波導管的部分剖視圖；圖4A是腎動脈解剖結構的橫向剖視圖；圖4B是根據本發明某些實施例的柔性同軸線纜的實施例的橫向剖視圖；圖4C是根據本發明某些實施例的在天然身體管腔中的微波波導結構的實施例的橫向剖視圖；圖5是根據本發明某些實施例的微波波導結構的實施例的縱向剖視圖；圖6A是根據本發明某些實施例的導管集線器的框圖；圖6B是根據本發明某些實施例的柔性微波導管的實施例的橫向剖視圖；圖7是根據本發明某些實施例的微波能量傳輸系統的實施例的系統圖，它具有柔性微波導管，至少部分輻射部收納在柔性微波導管的外護套中；圖8A-8C示出了根據本發明某些實施例的導管集線聯接器的縱向剖面的實施例；圖9A是根據本發明某些實施例的柔性微波導管導絲系統的實施例的側視圖；圖9B-9C是圖9A的導絲系統的縱向剖視圖；圖10A-10B分別是根據本發明某些實施例在腎動脈中被居中定位的柔性微波導管的實施例的縱向和橫向剖面；圖11A-11B分別是在腎動脈中處于偏心位置的柔性微波導管的縱向和橫向剖面；圖12A-12B分別是在腎動脈中處于偏心位置的柔性微波導管的縱向和橫向剖面；圖13示出了在試驗性手術期間在腎動脈內側和外側所測得的溫度與所測得功率之間的關系；圖14A-14F示出了用于組裝本發明的某些實施例的制造工藝的步驟；圖15A是根據本發明的用于將循環流體從入流流體通道返回到出流流體通道的輻射部帽的實施例的縱向剖視圖；圖15B是圖15A的帽的帶局部剖視的透視圖；圖16A-16B是根據本發明某些實施例的與輻射部相關的支架形可膨脹元件的實施例的縱向剖視圖；圖16C是根據本發明某些實施例的與輻射部相關的支架形可膨脹元件的實施例的側視圖；圖17A是根據本發明某些實施例的限定用于有選擇地給組織傳輸去神經能量的多個窗口的導電網結構的實施例的透視圖；圖17B是從圖17A的導電網結構接收了被選擇性傳輸的去神經能量后的部分腎動脈的透視圖；圖18A是根據本發明某些實施例的限定用于有選擇地給組織傳輸去神經能量的窗口的導電網結構的實施例的透視圖；圖18B-18G是示出了根據本發明某些實施例的使用圖18A的導電網結構的外科手術步驟的透視圖；圖19A是根據本發明某些實施例的限定用于有選擇地給組織傳輸去神經能量的多個窗口的導電網結構的實施例的透視圖；圖19B是從圖19A的導電網結構接收了被選擇性傳輸的去神經能量后的部分腎動脈的透視圖；圖20是根據本發明某些實施例的輻射部的實施例的側視圖，它具有多個導電網結構，每個導電網結構限定用于有選擇地給組織傳輸去神經能量的窗口；圖21是根據本發明某些實施例的輻射部的實施例的側視圖，它具有限定多個輻射部的多個導電網結構；圖22A是根據本發明某些實施例的輻射部的實施例的側視圖，它具有遠側網籃結構和近側網狀結構；圖22B是根據本發明某些實施例的輻射部的實施例的側視圖，它具有近側網狀結構和通過系繩可操作地聯接到帽的遠側網籃結構；圖23是根據本發明某些實施例的具有階梯直徑的臺階式柔性微波導管的實施例的透視圖；圖24是根據本發明某些實施例的包含可擴張居中定位球囊的柔性微波導管的實施例的輻射部的側視圖；圖25A是根據本發明某些實施例的具有在可擴張球囊內的遠側輻射部的微波能量傳輸系統的實施例的縱向剖視圖；圖25B是圖25A的微波能量傳輸系統的遠側輻射部的實施例的橫向剖視圖；圖26A是根據本發明某些實施例的具有用于將輻射部在身體管腔中居中定位的多個葉的可擴張球囊的實施例的透視圖；圖26B是圖26A的可擴張球囊的橫向剖視圖；圖26C是圖26A的可擴張球囊的外殼的透視圖；圖27A-27B分別是根據本發明某些實施例的被收納在柔性微波導管的外護套中的居中定位裝置的縱向和橫向剖視圖；圖27C是根據本發明某些實施例的從柔性微波導管的外護套展開的居中定位裝置的實施例的縱向剖視圖；圖27D是圖27A-27C的居中定位裝置處于展開位置的透視圖；圖28是根據本發明某些實施例的四叉居中定位裝置的實施例的透視圖；圖29是根據本發明某些實施例的能將柔性微波導管的遠側部分的輻射部居中定位的居中定位籃的實施例的透視圖；圖30是根據本發明某些實施例的能將柔性微波導管的輻射部居中定位的在輻射部近側的居中定位籃的實施例的透視圖；圖31是根據本發明某些實施例的能將輻射部居中定位的居中定位籃的實施例的透視圖；圖32A是根據本發明某些實施例的近側居中定位籃和可操作地聯接到柔性微波導管的遠端的遠側居中定位籃的實施例的透視圖；圖32B是根據本發明某些實施例的近側居中定位籃和可操作地聯接到柔性微波導管的遠端的遠側居中定位籃的實施例的透視圖；圖33是根據本發明某些實施例的以輻射部為中心被定位的雙條帶式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖34是根據本發明某些實施例的包含多個用于將輻射部居中定位的葉瓣的苜蓿葉式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖35是根據本發明某些實施例的包含苜蓿葉式居中定位裝置和居中定位籃的柔性微波導管的遠端的實施例的透視圖；圖36A和36B是根據本發明某些實施例的可展開槳葉式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖37A和37B是根據本發明某些實施例的可展開雙槳葉式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖38A和38B是根據本發明某些實施例的可展開槳葉式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖39A和39B是根據本發明某些實施例的可展開雙槳葉式居中定位裝置的實施例的透視圖；圖40A和40B是根據本發明某些實施例的帶有多個叉齒的可展開居中定位裝置的實施例的透視圖；圖41A和41B是根據本發明某些實施例的螺旋居中定位裝置的實施例的透視圖；圖42是部分外護套被移除且具有處于完全收縮位置的可配置部分的微波能量輻射裝置的圖7實施例的遠側部分的側視圖；圖43是部分外護套被移除且具有處于部分展開位置的可配置部分的微波能量輻射裝置的圖7實施例的遠側部分的側視圖；圖44是部分外護套被移除且具有處于完全展開位置的可配置部分的微波能量輻射裝置的圖7實施例的遠側部分的側視圖；圖45是根據本發明某些實施例的具有非線性纏繞圖案的微波能量輻射裝置的實施例的側向透視圖；圖46是被取下的圖45實施例的外導體的頂部透視圖；圖47是根據本發明另一個實施例的具有非線性纏繞圖案的微波能量輻射裝置的實施例的側向透視圖；圖48是被取下的圖47實施例的外覆蓋物的頂部透視圖；圖49是示出了圖44、45和47的微波能量輻射裝置的輻射部與非輻射部的比值的曲線圖；圖50是根據本發明的漏隙波導的實施例的電路圖；圖51示出了根據本發明的具有變化槽寬度的漏隙波導的實施例；圖52是根據本發明的十個槽的波導的實施例的電路圖，其示出了每個槽的可用能量以及從每個槽發射出的可用能量的百分比；圖53是根據本發明的十個槽的波導的實施例的側視圖，其中每個槽發射出基本相似數量的能量；圖54是根據本發明實施例的具有十個螺旋纏繞的螺旋波導的實施例的側視圖；圖55是根據本發明實施例的五個槽的波導的透視圖；圖56是根據本發明實施例的具有五個螺旋纏繞的螺旋波導的透視圖；圖57是并列比較根據本發明實施例的五個槽的波導和帶五個螺旋纏繞的螺旋波導；圖58A是根據本發明某些實施例的處于收縮狀態下的具有形成于其中的螺旋窗口的球囊居中定位裝置的實施例的透視圖；圖58B是處于完全擴張狀態下且經脈管系統被定位在腎動脈中的圖58A的球囊居中定位裝置的局部剖面透視圖；以及圖58C是接收了來自圖58A-58C的球囊導管的被選擇性輸送的去神經能量后的部分腎動脈的透視圖。具體實施方式本發明的具體實施方式將在后面參考附圖進行描述；但是所描述的實施方式僅是可以以各種形式被實施的本發明的示例。公知的和/或重復的功能和結構就不做詳細描述，以避免使本發明糾纏于不必要或多余的細節。因此，在這里被用于描述具體實施例的術語、在這里所公開的特定結構和功能細節、以及在這里的特定用途都不被解釋為限制，而僅僅是權利要求的基礎和教導本領域技術人員的代表性基礎，從而以本質上任何被恰當細述的結構來靈活地采用本發明。在說明書和附圖中相同參考數字代表實現相同、相似或等同功能的元素。在本文中，“近側”是常規含義，指更靠近使用者的器械端，而“遠側”指更遠離使用者的一端。在本文中，參考方位的術語(例如“頂部”、“底部”、“上”、“下”、“左”、“右”、“幾點鐘位置”等等)被用于參考附圖及其中示出的對應軸線和結構進行說明。應當理解，根據本發明的實施例可以以不受限制的任意方位被實施。如之前所述，柔性微波導管被用于利用天然或人造管腔實施手術。本文中所討論的一種具體的手術是利用脈管系統進入腎臟的去神經手術。本文中公開了多個實施例，其中能量和天線特征被設計為對目標神經結構(比如但不限于圍繞腎動脈的交感神經束)施加微波去神經能量，但是所述裝置和方法可以被用于其他手術和或其他身體管腔、器官或身體結構。這種具體的手術僅僅被用于展示根據本發明的某些實施例的總體理念和使用。例如，本文中所公開的柔性微波導管的實施例可以被用于在呼吸系統中實施手術，例如治療上呼吸道和肺部中的腫瘤，以及治療哮喘、慢性阻塞性肺部疾病(COPD)、肺氣腫等。如圖1所示，所公開的柔性微波導管30通過動脈導管110被經皮引入股動脈FA，并且被定位在右腎動脈RRA內靠近右腎神經束RRN。所述柔性微波導管30包括輻射部100，所述輻射部100有利地與右腎動脈RRA和/或左腎動脈LRA(以下稱為腎動脈RA)生理結構相配合，以分別給右腎神經束RRN和/或左腎神經束LRN(以下稱為神經束RN)傳輸去神經能量，同時使對動脈血管和相關解剖結構的附帶損傷最小化。在下面的討論中，腎神經RN和腎動脈RA被用于展示根據本發明的實施例，但是應當明白所公開的實施例可以配合右腎動脈RRA或左腎動脈LRA使用，以分別給右腎神經束RRN和左腎神經束LRN傳輸去神經能量。上升的交感神經活動導致并維持血壓上升。腎神經束RN包括在腎動脈RA周圍成束的腎交感神經(傳出神經和傳入神經)。因此，腎動脈RA便于通過股動脈FA和/或腹主動脈A接近腎神經束RN。柔性微波導管30將微波能量發射器的輻射部100放置在緊靠腎神經束RN的位置。在腎動脈RA中定位好之后，輻射部100將能量從腎動脈RA內朝著圍繞腎動脈RA的各腎神經束RN聚集，從而使腎臟去神經，最終降低血壓。如下面詳細所述，多種實施例包括允許電外科能量施加到腎動脈RA(或其他管腔或身體結構)內的一個或多個位置但不影響血管壁的整體完整性的結構。在某些實施例中，能量傳輸結構不機械地接觸血管壁，因此減少了機械損傷導致的穿孔或狹窄引起的并發癥。在某些實施例中，能量傳輸結構將能量引向身體管腔/身體結構的一個或多個層的特定部分，從而保持身體管腔/身體結構的總體活力。在某些實施例中，血液或流體流與血管一起使血管壁的內層被冷卻，因此降低了不需要的加熱和對血管壁的附帶損傷，同時使能量傳輸到靠近腎神經的外層。本文中所描述的系統、裝置和方法提供微波能量的空間能量控制。空間能量控制包括三個方面，即，能量傳輸的再現性、所傳輸能量的精確控制、和能量的有效傳輸。影響空間能量控制的因素包括熱管理、介電管理、阻尼、和電流控制。這些因素通過與周圍解剖結構配合運行的系統、裝置和方法被控制，有效地將周圍組織結合為微波裝置的一部分。微波能量系統和裝置的表現與采用低頻RF信號的系統和裝置的表現截然不同。例如，采用低頻RF信號的RF系統的運行和功能性需要一種包含導電材料閉環連接的電回路，例如完整電回路。該回路的表現直接取決于導電材料閉合連接的電特性。最明顯表現和例子是在RF回路中導電材料閉環連接的中斷(例如開放回路)導致系統無法運行。另一方面，微波系統通過波導發射微波能量信號。波導最常見的例子是由被電介質同軸定位在外導體內的內導體所構成的同軸線纜。不同于RF回路，在同軸外導體上產生開放回路(例如，槽)不會導致系統無法運行。相反，波導繼續傳輸微波信號，且所述槽輻射一部分波導所傳遞的能量。因此，在本文中所描述的系統、裝置和方法的某些實施例將部分解剖結構納入到微波能量傳輸系統的方案中。更具體地，實質上同心的天然身體管腔和其他身體結構的圓柱形結構能被用于與本文中所描述的裝置所使用的波導一起運行并成為其一部分，從而傳遞微波能量。天然管腔結構和/或身體結構被用作輻射結構的一部分能增強能量傳輸技術，比如將微波能量引起的熱治療聚集到目標生理結構。例如，如之前所述，本文中所描述的結構能以肺支氣管內的光滑肌層作為目標，以及能以腎神經動脈外膜層內的腎神經作為目標。另外，將本文中所述的裝置用于管腔結構中能形成針對管腔特定段的方向性輻射圖案。在某些實施例中，本文中所述的裝置還利用存在于天然身體管腔中的流體來實施對放射狀解剖結構的介電加載。所述流體的特性作為設計組成被納入所述微波輻射器的設計方案中。例如，體液可以形成解剖結構波導的介電層和/或導電層，而所述體液的特性被用于設計方案中，例如涉及阻抗匹配、能量效率、波長阻尼、和輻射圖案控制與定形。所述流體的介電特性可以通過在流體中引入(和/或消除)一種或多種元素被外部控制和/或調節。例如，含水量高的流體具有能在輻射結構周圍形成微波場的高介電常數。因此，血液的介電特性可以通過改變血漿組分和調整水、蛋白質、無機鹽、和有機物的比例來調節。類似地，血液的介電特性可以通過改變葡萄糖水平來調節，通過這種方式改變流體的介電特性能可以實現本文中所述裝置的性能的改變，因為體液能被用作本文中所述的解剖結構波導的介電層。本文中所述的系統、裝置和方法還利用天然身體管腔中的流體(例如天然的或外部引入的)進行所述解剖結構波導的一個或多個層和/或本文中所述裝置的一個或多個組件的熱管理。通過在所述裝置加熱輪廓內的非目標解剖結構的流體冷卻，流體減輕了熱損傷。另外，所述流體流可以通過調整所述(多個)裝置(例如，增加或減少阻塞從而減少或增加流體流)、調整天然的流量(例如通過在其他身體部位限制流體流動來引導流體流到特定的身體部位)和/或調整身體官能(例如提高心率從而增加流過身體的血液流量)來進行控制。流體溫度也可以通過提供外部或內部的散熱器被控制。將在本文中所描述的裝置的居中定位增加了對目標解剖結構的能量傳輸的可預測性和再現性。本文中所描述的居中定位裝置包括非能動居中定位裝置(例如，利用管腔中流體的天然流動來居中定位)或者主動地和/或積極地將輻射部定位在管腔中的能動裝置。在根據本發明的部分實施例中，帶有柔性微波導管30的微波能量傳輸系統12被提供并在圖2中示出。微波系統12包含微波發生器22、傳輸線14、流體冷卻系統40、導管集線器18、以及柔性微波導管30。某些實施例可能包含用于將柔性微波導管30的輻射部100引導和/或定位到所需位置的導絲47。根據本發明，柔性微波導管30包括可操作地聯接到微波發生器22(例如通過導管集線器18和傳輸線14)的柔性同軸線纜32或饋線。柔性微波導管30包含被定位在其最遠端上的輻射部100。在某些實施例中，如在下面所討論和副圖中所示，所述輻射部100可從柔性微波導管30的外護套35展開，并包含在其最遠端上的被暴露的帽33。微波能量信號的一個或多個參數可能與目標組織相關。在某些實施例中，微波發生器22所產生的微波能量信號的頻率與身體管腔的直徑相關。例如腎動脈的直徑可能要求第一頻率的微波信號，食道的直徑可能要求第二頻率的微波信號，陰道腔的直徑可能要求第三頻率的微波信號。由于沿身體管腔(例如呼吸道)的變化直徑，某些應用(比如為呼吸系統提供治療)可能要求所述頻率隨所述輻射部在身體管腔中的位置而變化。導管集線器18被設置在柔性微波導管30的近端，并被配置成實現去神經能量源(例如微波發生器22)與傳輸線14的可操作聯接。導管集線器18提供柔性微波導管30和冷卻流體系統40之間的冷卻流體交換。流體冷卻系統40為入流管42提供冷卻劑源，并接收經連接到流體接收終點(例如，容器、蓄液池、或排放管)的出流管43從導管集線器18排出的冷卻劑。圖3示出了根據本發明的被定位在腎動脈RA中的柔性微波導管30。在某些實施例中，所述柔性微波導管30被操控穿過最開始被定位在股動脈和/或主動脈中的長護套31。長護套31的遠端被定位在腎動脈RA的近端。柔性微波導管30被引導穿過長護套31然后進入腎動脈RA，例如從長護套31的遠端伸出并被定位在腎動脈RA內。在某些實施例中，導絲47可以被用于引導和/或定位所述長護套31或本文中所述的柔性微波導管30。柔性微波導管30的輻射部100被定位在腎動脈RA內，并接收來自微波發生器22的微波能量信號(見圖2)。至少部分微波能量信號被有選擇地傳輸到至少部分腎動脈RA。本文所描述和附圖中所示的部分實施例有利地在微波能量的施加中利用了腎動脈的生理結構，由此引起了目標組織的改變。關于腎臟去神經手術，用于治療高血壓的目標組織包含腎神經RRN，LRN的至少一部分。天然身體管腔(例如腎動脈RA)的解剖結構在圖4A中示出。管腔的最內側層和/或核心形成管腔的流體通道(例如管腔所形成的空心體)。動脈中所含的流體1通常是一種體液(例如血液)，但是非體液(例如，鹽水、空氣或其他合適的流體)可以被采用和/或引入。其他天然身體管腔可以包含其他體液(例如血液、粘液、尿液、膽汁、空氣以及它們的任意組合)，或者所述管腔可以包含外部引入的流體(例如，空氣、鹽水和水)。或它們的任意組合。所述身體管腔(例如腎動脈RA)的第一層是由大約50％的彈性蛋白和大約50％的軟骨所形成的內膜層2。其他天然管腔可以包含類似的彈性蛋白和/或軟骨層，比如粘液層、粘膜層或角質層。所述身體管腔(例如腎動脈RA)的第二層是光滑肌層3。其他包含光滑肌層的天然管腔例如有食道、胃、腸、支氣管、子宮、尿道以及膀胱。所述身體管腔(例如腎動脈RA)的第三層是外膜層4(又稱為外膜)。外膜層4是覆蓋大部分器官、血管和其他身體結構的最外側的結締組織。和許多身體管腔一樣，最外側的外膜層4被最外側的脂肪層5覆蓋。雖然每種身體管腔和身體結構在官能上不同，但是身體管腔和許多身體結構的總體結構具有結構相似性。例如，食道壁的第一層是粘膜(例如黏膜)，第二層是包含食管腺的粘膜下層，第三層是肌層(例如光滑肌肉)，最外層是被脂肪覆蓋的外膜層。天然身體管腔和身體結構的不同不會改變本文中所述系統、裝置和方法的一般操作，僅需要在其一個或多個運行參數上做微小的變化。圖4B示出了包含內導體20、介電層22和外導體24的柔性同軸線纜32的同軸結構。將圖4A中形成天然身體管腔的結構與圖4B中形成柔性同軸線纜32的結構進行類比，外導體24類似于外膜層4和/或最外側的脂肪層5，介電層22類似于空心體中的流體1。圖4C示出了身體管腔(例如腎動脈RA)中微波波導結構RA/32的構成，其中所述微波結構RA/32包含內導體20(例如定位于空心體1中的導體)、介電體(例如空心體1/22中的流體)以及外導體(例如由最外側脂肪層5/24所形成)。因此，當被施加微波能量信號時，所述解剖結構成為微波波導結構的一部分，其中介電常數和功耗因數與所述天然身體管腔和/或身體結構的生理結構和成分相關。在任意波導結構中的能量損耗包括介電損耗(例如經過介電材料的損耗)和導體損耗(例如在構成該波導的導體內的損耗)。因此，介電損耗是在形成介電體(例如空心體中的流體1)的解剖結構中的損耗，導體損耗是在形成所述內導體20和所述外導體4/24和5/24的所述波導結構和/或解剖結構中的損耗。在某些實施例中，利用構成腎動脈解剖結構的所述層形成諧振微波波導產生了低效的波導，解剖結構中的損耗通過該波導能將目標組織加熱到受損的溫度水平。例如，腎神經LRN，RRN(例如腎傳出神經和腎傳入神經)位于被脂肪層5包裹的外膜層4內。外膜層4和脂肪層5所表現出的特性類似于導電材料的特性和類似于介電材料的特性。因此，由外膜層4和脂肪層中的電磁場所產生的微波電流傳播到每個層的表面上(導電特性)并且傳播經過每個層(介電特性)。所以外膜層4和脂肪層5中的損耗包含導電損耗和介電損耗。在某些實施例中，如圖5所示，外膜層4可以被視作類似于一種被形成在同軸線纜外導體24的內表面上(例如被形成在脂肪層5的內表面上)的有損介電薄膜(LDF)。因此高能量吸收率以外膜層4為對象，并損傷外膜層中所含的和/或外膜層附近的神經。由于經腎動脈RA的血液流量，在身體結構(例如腎動脈RA)中可能引起組織損傷的微波熱能可被調節，從而保存了內膜層2和光滑的肌層3，并維持有活力的動脈結構。圖6A示出了根據本發明某些實施例的導管集線器18的框圖。所述導管集線器可以包含五個端口，并且可以被設置在如圖6B所示的多管腔管630的近端。導管集線器18可以包含有利于將五個管腔與對應的發生器、冷卻劑源和回流管等等的元件可操作地相聯的連接器。導管集線器18被設置在柔性微波導管30的近端，并被配置為實現與所述柔性微波導管30相連的多個系統的可操作聯接。導管集線器18可以連接到傳輸線14，并接收由去神經能量源(例如微波發生器22)所產生的去神經能量。導管集線器18可以連接到流體冷卻系統40，并可以提供所述柔性微波導管30和所述流體冷卻系統40之間的冷卻流體交換。所述流體冷卻系統40提供到入流管42的冷卻劑源，并通過出流管43接收從導管集線器18排出的冷卻劑，還將排出的冷卻劑積聚到接收終點(容器、蓄液池或排放管)。導管集線器18可以連接到用于引導并定位柔性微波導管30的導絲47。導管集線器18還可以連接到將柔性微波導管30上的一個或多個傳感器1534(見圖15A)可操作地聯接到被收納在微波發生器22內的控制系統或傳感器監視系統的一根或多根傳感器引線34a。如圖6B所示，根據本發明的柔性微波導管30包含多管腔管630，多管腔管630在該多管腔管的近端處(見圖2)具有多端口導管集線器18。所述多管腔管630具有大體上細長的圓柱形外表面，多個管道、通道和/或管腔被縱向地設置在所述圓柱形外表面中。多管腔管630可以通過任意合適的制造方式形成，比如但不限于，擠壓。多管腔管630可以包含具有大致圓形截面的中心管腔(例如柔性同軸線纜管腔32a)，所述中心管腔軸向延伸穿過該管，并且尺寸適合于接收柔性同軸饋線32(見圖2)。適合于分別容納例如導絲47和傳感器導體34a(見圖8A)的具有大致圓形截面的第一對管腔(例如導絲穿過管腔30b和傳感器引線管腔30c)可以被定位在所述中心管腔的相反側(例如12點鐘方向和6點鐘方向)。具有大致弓形截面的第二對管腔(例如入流流體通道44a和出流流體通道44b)可以被定位在所述中心管腔的相反側，在第一對管腔之間(例如分別在9點鐘方向和3點鐘方向)，從而分別容納冷卻劑入流和冷卻劑出流。柔性微波導管30的外護套35可以包含織物和/或繞圈，以增加強度、防止扭結和/或在保持足夠剛度的同時提供柔性。外護套35可以包含一根或多根操控絲(未示出)以有利于操控并控制柔性微波導管30到達所需位置。外護套35可以包含在外管腔的外表面35c上的介電涂層，比如聚對二甲苯，以減少血液凝結。如圖7所示，在某些實施例中柔性同軸線纜32和至少部分的輻射部被收納在柔性微波導管30的外護套35中。導管集線器18包含收納在導管集線器18中并聯接到輻射部100的致動器15。致動器15被配置成從外護套35朝遠側展開輻射部100和帽33，如下面所討論那樣。導管集線器18包含在圖8A-8B以及8C中分別示出的聯接器45或可調流體聯接器845。聯接器45和可調流體聯接器845提供到在柔性微波導管30中形成的一個或多個管腔30a-30c，44a和44b的連接。圖8A示出了提供到柔性同軸線纜管腔30a、導絲通過管腔30b以及傳感器引線管腔30c的連接的聯接器45的剖面。圖8B示出了提供到柔性同軸線纜管腔30a和入流與出流流體通道44a，44b的連接的聯接器45的剖面。圖8C示出了提供到柔性同軸線纜管腔30a和入流與出流流體通道44a，44b的可調連接的可調聯接器845。導管集線器18和聯接器45以及可調聯接器845可以包括所需要的任意數目的管腔、通道和電導線及其組合，以有利于到柔性微波導管30的各種連接。在圖8A中，導絲47經形成在聯接器主體45a和近側應力減緩器45c之間的開口(未示出)被引入所述導絲通過管腔30b，一根或多根傳感器引線34a經形成在聯接器主體45a和近側應力減緩器45c之間的另一個開口被引入所述傳感器引線管腔30c。在圖8B中，入流管42連接到入流端口42a并給入流增壓室42b提供冷卻流體。入流增壓室42b中的冷卻流體經入流流體通道44a朝遠側流動，給柔性微波導管30的遠端提供冷卻。入流流體通道44a與柔性微波導管30遠端的出流流體通道44b流體連通(見圖15A-15B)，從而冷卻流體經出流流體通道44b朝近側流動到出流端口43a的出流增壓室43b。出流管43連接出流端口43a，并使冷卻流體返回流體冷卻系統40。入流端口43a和出流端口43b被形成在所述聯接器45中在聯接器主體45a和近側應力減緩器45c之間，但是在所述聯接器45的任何部分中可以形成到柔性微波導管30的一個或多個管腔(例如柔性同軸線纜管腔30a、導絲通過管腔30b、傳感器引線管腔30c、入流流體通道44a和出流流體通道44b)的連接。在某些實施例中，導管集線器18包含可調流體聯接器845，如圖8C所示。可調流體聯接器845包含流體聯接器主體845a，在流體聯接器主體845a內形成入流增壓室842b和出流增壓室843b。入流增壓室842b與入流管842流體連通，出流增壓室843b與出流管843流體連通。可調流體聯接器845還可能包含支撐柔性微波導管30(例如到柔性同軸線纜32的裝配和連接)和傳輸線14的遠側和/或近側應力減緩器(未明確示出)。額外的應力減緩器可以被提供以支撐入流管41a、出流管41b以及連接到在本文中所描述的聯接器45和可調流體聯接器845的其他元件。可調流體聯接器845被配置成可調節地聯接同軸線纜(例如傳輸線14或柔性同軸線纜32)、流體冷卻系統30和柔性微波導管30的外護套35。流體聯接器主體845a收納流體密封系統819，并形成遠端上的外護套聯接器845b。流體密封系統819包含遠側密封隔膜819a、近側密封隔膜819b以及在流體聯接器主體845a的近端上的旁通球819c。遠側密封隔膜819a和近側密封隔膜819b每個可以包含一個或多個O形環。當在本文中討論展開時，可以采用兩種方法。第一種方法，柔性微波導管30的遠端被放置在目標組織的近側，輻射部100朝著遠側離開柔性微波導管30的外護套35(至少參見圖42-44)。第二種方法，柔性微波導管30的遠端被放置在目標組織附近，朝著近側回拉外護套35，從而使輻射部100展開(至少參見圖18B-18G)。遠側密封隔膜819a被設置在流體流動管腔37和流體聯接器主體845a的內表面之間，因此形成了流體聯接器主體845a的遠側內表面、流體流動管腔37的外表面、遠側密封隔膜819a和外護套聯接器845b之間的出流增壓室843b。出流增壓室843b接收經柔性微波導管30循環的流體，并將循環流體提供至出流端口843a。近側密封隔膜819b被設置在流體聯接器主體845a和柔性同軸線纜32之間，由此形成了在流體聯接器主體845a的內表面、柔性同軸線纜832的外表面、遠側密封隔膜819a和近側密封隔膜819b之間的入流增壓室842b。入流增壓室842b接收來自入流端口842a的冷卻流體。從入流端口842a被提供給入流增壓室842b的冷卻流體在被形成在柔性同軸線纜32的外表面和流體流動管腔37的內表面之間的入流流體通道44a中流過柔性微波導管30。旁通球819c提供流體聯接器主體845a和柔性同軸線纜32之間的輔助密封。旁通球819c被配置成捕獲流過近側密封隔膜819b的流體。旁通球819c還可以給延伸進入并穿過流體聯接器主體845a的柔性同軸線纜32提供應力減緩。在使用中，冷卻劑流過入流端口842a然后進入入流增壓室842b。入流增壓室842b中的流體壓力驅使冷卻劑進入被形成在柔性同軸線纜32的外表面和流體流動管腔37的內表面之間的入流流體通道844a。冷卻劑繼續流到柔性微波導管30的遠端，流過遠端上的裝置(例如輻射部100)，然后進入出流流體通道44b。出流流體通道44b被形成在流體流動管腔37的外表面和外護套35的內表面之間。來自出流流體通道44b的流體積聚在出流增壓室843b中，流經出流端口843a然后到達冷卻劑終點(例如循環使用和/或排放系統的儲存容器)。流體流動管腔37圍繞柔性同軸線纜32被同軸地定位，外護套35圍繞流體流動管腔37被同軸地定位。在柔性同軸線纜32的外徑和流體流動管腔37的內徑之間的間隙限定第一流體管(例如，入流流體通道44a)。在流體流動管腔37的外徑和外護套35的內徑之間的間隙限定第二流體管(例如出流流體通道44b)。在使用中，冷卻劑(例如二氧化碳、空氣、鹽水、水、或其他冷卻劑媒介)可以包含所需要的介電特性，并可以通過一個冷卻劑管被提供給柔性微波導管30和/或在柔性微波導管遠端上的輻射部100，然后通過另一個冷卻劑管從柔性微波導管30排出。也就是說，在某些實施例中，第一流體管(例如入流流體通道44a)供應冷卻劑，第二流體管(例如出流流體通道44b)排出冷卻劑。在其他實施例中，流體流動的方向可以相反。一個或多個縱向定向的翅片或支架(未明顯地示出)可以被定位在入流流體通道44a、出流流體通道44b和/或外護套35內，以實現并保持外護套35、流體流動管腔37、和/或柔性同軸線纜32之間的同軸居中定位。在某些實施例中，致動器臂15b提供柔性同軸線纜32和致動器15之間的聯接。致動器15和致動器臂15b被配置成通過可調流體聯接器845賦予柔性同軸線纜32運動。柔性同軸線纜32的運動展開輻射部100，如將在下面詳細討論。在柔性同軸線纜32運動期間，通過近側密封隔膜819b保持圍繞柔性同軸線纜的流體密封。在某些實施例中，聯接器致動器臂15c提供可調流體聯接器845和致動器15之間的聯接。致動器15和聯接器致動器臂15c被配置成賦予可調流體聯接器845運動，這進而賦予入流管腔837和外護套35圍繞在集線器18內被固定就位的柔性同軸線纜32運動。因此，在某些實施例中，柔性同軸線纜32穿過靜止的可調流體聯接器845縱向運動，從而將定位在遠側的輻射部100展開。在某些實施例中，柔性同軸線纜32是靜止的，而可調流體聯接器845、外護套35和流體流動管腔37是圍繞柔性同軸線纜32縱向移動的，從而將外護套35從遠側定位的輻射部100縮回。在使用中，柔性微波導管30通過管腔被給送至天然身體管腔和/或身體結構附近的目標組織。在某些例子中，脈管系統具有穿過身體到達各種天然身體管腔和/或身體結構的蜿蜒路徑。例如，股動脈提供到腎動脈的路徑。形成所述柔性微波導管30的各種元件可能承受由于柔性微波導管30的元件的不同半徑所產生的移位和/或移置作用力，這能導致不需要的效果比如扭結、纏繞等等。有利地，形成柔性微波導管30的各種組件以及到流體密封系統819的連接由具有彈性潤滑特性的材料形成，這使得這些元件能在流體聯接器主體845a和/或導管集線器18內獨立地縱向運動(例如朝近側和/或朝遠側)。通過這種方式，當柔性微波導管30被引入某位置時，所述元件能移動就位，同時保持冷卻元件的流體完整性。所公開的柔性微波導管30可以被經皮地引入股動脈，然后被定位在腎動脈內靠近腎神經束。柔性微波導管30可以被脈管內引入，然后定位在任何所需的目標組織附近。可配置長度的微波能量輻射裝置100包含有利地與腎動脈生理結構配合以給所述腎神經束傳輸去神經能量、同時使對動脈血管和相關解剖結構的附帶損傷最小化的輻射部。根據本發明的導管系統可以包含具有被設置在其遠端上的球突或球的導絲。所述球突或球可以是輻射不透的，從而通過顯像術(熒光透視術、MRI等)來實現導絲(更具體地是其遠端)的定位。在使用期間，任選地使用前面所述的顯像術將導絲的遠端引入身體管腔，然后前進到所需位置。導絲的近端可以被插入導管上的與導絲管腔連通的對應端口。然后所述導管進入身體管腔到達所需位置。在所述導管被推進到所需位置后，所述球突、球、和/或導管的缺口或其他結構提供觸覺反饋和/或前擋塊，以有利于正確的導管定位。在某些實施例中，導絲通過管腔30b的遠端終止在輻射部100的近側，如圖9A-9C所示。導絲通過管腔30b的遠端30bd形成了在柔性微波導管30的外護套35內的導絲球接收器47b。導絲球接收器47b被配置成接收導絲47的近端，如圖9A所示。在使用中，導絲47和遠側導絲球47a被插入身體，遠側導絲球47a通過引導系統(例如顯像系統或任何合適的引導與定位系統)被定位在目標組織附近。將遠側導絲球47a定位在所需位置之后，導絲47的近端(未明確示出)被插入導絲球接收器47b，穿過導絲通過管腔30b和導管集線器18(參見圖2，6A和7B)。柔性微波導管30通過導絲47被引到目標組織。如圖9B和9C中所示，遠側導絲球47a由導絲球接收器47b接收，從而導絲球47a位于輻射部100的近側。本文中所討論的某些實施例和結構具有類似于之前在圖4A-4C和5中所示并被描述的同軸結構，其中所述同軸結構結合天然身體管腔的一個或多個層，從而形成同軸饋線結構。類似于任何其他的同軸結構，形成波導的結構的同軸定位與波導的運行和/或效率直接相關。圖10A-12A每個都示出了被定位在腎動脈RA中的柔性微波導管30，圖10B-12B示出了各自的剖面。在圖10A和10B中，柔性微波導管30和遠側輻射部100在腎動脈RA內居中。在圖11A和11B中，柔性微波導管30和遠側輻射部100偏離靜止中心0.5mm，在圖12A和12B中，柔性微波導管30和遠側輻射部100偏離靜止中心1mm。圖10A-12A以及10B-12B均示出了通過對柔性微波導管30施加25W的微波能量大約2分鐘所產生的在腎動脈中和周圍的熱能量分布。在圖10A-12A的每一個中，柔性微波導管30包含由柔性同軸線纜32形成的第一近側波導，以及由內導體20和部分解剖結構形成的第二遠側波導。形成第一近側波導的柔性同軸線纜32包含被居中定位且通過介電層22與外導體24同軸偏離的內導體20。第二遠側波導是包含分別從柔性同軸線纜32朝遠側延伸的部分內導體1020，1120，1220以及通過過渡介電層1026，1126，1226和腎動脈中所含的流體1與所述內導體同軸偏離的部分腎動脈RA的解剖諧振結構1032，1132和1232。柔性微波導管30的輻射部100被形成在柔性同軸線纜32的遠端。在根據本發明的實施例及其制造方法中，部分外導體24被去除以暴露出內導體20，從而形成有利于去神經能量(比如微波能量)傳播的饋入間隙1050，1150，1250(例如饋入點)。任選地或替換地，過渡介電體26被設置在饋入間隙1050，1150，1250中。所述過渡介電體1026，1126，1226在總體上和/或在幾何上對應于被去除的那部分外導體24。過渡介電體26的介電特性介于內介電層22的介電特性和目標解剖結構(例如腎動脈RA、身體管腔和/或其他身體結構)的預期或平均介電特性之間。以這種方式使用過渡介電體26可以通過例如減少反射、減少駐波(例如VSWR)，以及通過提供輻射部100和目標組織之間的阻抗匹配來提高輻射部100和目標組織之間的耦合。在圖10A和10B中，內導體20在腎動脈RA中同軸地居中。因此，解剖諧振結構1032基本上是同軸的，從而產生一種基本均衡的諧振結構。由于介電損耗和/或導電損耗，所述均衡的解剖諧振結構1032在腎動脈的部分解剖結構(例如之前所討論的腎動脈的一個或多個層)中產生加熱。如圖10B所示，內導體20在腎動脈RA內的居中定位產生了圍繞腎動脈RA的基本均勻的加熱1000a。將內導體1020在腎動脈RA內居中定位除了形成均衡的解剖諧振結構1032之外，還產生了基本均衡的加熱1000a以及所產生熱能量圍繞腎動脈RA的均勻分布。另外，在解剖諧振結構1032中柔性同軸線纜32的遠端的加熱和暴露的內導體1020的加熱被維持在可接受溫度。如圖11A-12A所示，將內導體20如圖11A-12A和11B-12B所示那樣關于形成解剖諧振結構1132和1232的解剖結構(例如腎動脈RA)偏置產生了圍繞腎動脈RA的不均勻加熱1100a，1200a。在圖11A和11B中，內導體20偏離腎動脈RA的中心0.5mm，在圖12A和12B中，內導體20偏離腎動脈RA的中心1mm，在每個例子中形成不均衡的解剖諧振結構1132和1232。所述不均衡的解剖諧振結構1132，1232產生圍繞腎動脈RA的不均勻加熱1100a，1200a，從而在腎動脈RA附近形成熱斑。所述熱斑可能導致靠近該熱斑的部分腎動脈RA的溫度升高，并可能導致不可逆的組織損傷。另外，將內導體20偏置還可能將柔性同軸線纜32的遠端和/或部分已暴露的內導體20加熱到不可接受的溫度。附圖10A-12A所示，每個解剖諧振結構1032，1132，1232在腎動脈RA的內側溫度和外側溫度之間產生明顯差異。圖13示出了展示在柔性同軸線纜32的起點處所測得的腎動脈RA的內側和外側溫度與功率的實驗數據(參見圖7)。腎動脈內側最高溫度的直線圖形1334a和腎動脈外側最高溫度的直線圖形1334b顯示，所述解剖諧振結構1032，1132，1232在腎動脈RA外側產生如下的溫度：所述溫度將在血管外層中實現細胞毒性溫度(例如，對細胞有毒的熱能量數量)，同時保持腎動脈RA內側低于致死溫度。如下面所討論，柔性微波導管20可以包含被配置成將輻射部100在天然身體管腔中或在天然身體結構中同軸地居中定位的居中定位裝置，從而形成一種前面所述的均衡的解剖諧振結構。在本文中所描述的居中定位裝置包含支架形可膨脹構件(參見圖16A-16C，17A-17B，18A，19A，20，21和22A-22B)、球囊形可擴張構件(參見圖24，25a-25B，26A-26C和58A-58D)、可壓縮的膨脹構件(參見圖27A-35)、可重新定位的膨脹構件(參見圖18A)、帶有多個構件的居中定位裝置(參見32A-32B，35，37A-37B，39A-39B,40A-41B)、兩個或多個翅片的可膨脹構件(參見27A-27D，28)、可膨脹籃構件(參見圖29-35)、苜蓿葉式可膨脹構件(參見圖34-35)、可膨脹單槳葉和雙槳葉構件(參見圖36A-39B)、可膨脹單葉輪和雙葉輪構件(參見圖36A-39B)、可膨脹叉齒(參見圖40A-40B)、可膨脹翅片構件與可膨脹螺旋翅片構件(參見圖41A-41B)、以及它們的任意組合。在本文中所描述的居中定位結構提供血液沿結構流動的最小阻力，這使得流動血液能冷卻不作為消融術對象的結構和組織。在某些實施例中，居中定位裝置被限制在外護套中，在被從外護套中釋放時自我展開(例如膨脹)，從而將輻射部100居中定位。類似地，在被縮回外護套中時居中定位裝置自我收縮。在本文中所描述的居中定位結構可以由導電材料、非導電材料、介電材料或它們的任意組合形成。在某些實施例中，導電的居中定位結構包含形狀記憶材料，比如鎳鈦合金(例如鎳鈦諾)或鐵磁性形狀記憶合金。在某些實施例中，非導電居中定位結構包含形狀記憶聚合物。所述形狀記憶聚合物可以被由所傳輸的微波能量所產生的電磁場所觸發，以膨脹到形狀記憶位置。因此，所述居中定位裝置將輻射部100居中定位在身體管腔中，同時輻射部100傳輸微波能量。在某些實施例中，所述居中定位裝置可以被用于將柔性醫療導管的輻射部錨定在組織中，或在目標組織附近。替換地，所述居中定位裝置可以通過身體管腔BL內的流體的/液力的，和/或機械的作用力自我居中定位。在某些實施例中，居中定位裝置還可以被配置成介電地緩沖來自周圍生理結構的微波電流。本文中所描述的實施例和特征可以被選擇并與本文中所描述的其他實施例和特征以任意組合方式組合。例如，輻射部可以選自帶單極天線的輻射部(參見圖5)、一個或多個開槽的饋入間隙(參見圖10A-12A，14F，16A-C，19A-F，20-22B，50-53，55和57)、偶極天線(參見圖17A)、帶螺旋饋入間隙的輻射部(參見圖42-45，47，54，56和57)、或它們的任意組合。為了將所述輻射部從所述柔性微波導管的外護套中展開，所選擇的輻射部可以與受流體冷卻的柔性微波導管組合，所述柔性微波導管通過流體聯接器或可調流體聯接器與導管連接并組合。另外，前面所提到的任何組合可以包含居中定位裝置或結構。所述居中定位裝置或結構可以連接到有利于居中定位裝置致動和/或展開的導管集線器。居中定位裝置可以提供除定位該裝置之外的其他功能性。例如，在某些實施例中所述居中定位裝置可以形成限定和/或限制了去神經區域和/或限定和/或限制了所述解剖諧振結構的扼流器或巴倫儀。在某些實施例中，所述居中定位裝置可以包含一個或多個結構，其中所述(多個)結構限定所施加的去神經能量的圖案。在圖14A-14E中示出根據本發明的輻射部100的一個實施例，以及其制造方法。在制造方法的第一步，柔性同軸線纜32被提供，如圖14A所示。圓柱形或半圓柱形的部分外導體1424和介電體1422被去除以暴露出內導體，從而形成饋入間隙1450(例如饋入點)。饋入間隙1450有利于去神經能量(比如微波能量)的傳播。部分外導體1424可以通過從線纜上蝕刻、切割或剝離一段長度大約為0.01"的圓環狀外導體而被去除，從而在該位置遠側留下大約1/4波長的同軸線纜。任選地，過渡介電體1426可以被設置在饋入間隙1450中，大致對應與被去除的外導體圓柱形段1424，如圖14B所示。所述過渡介電體1426的介電特性介于內介電體1422和將使用微波天線的解剖結構(例如腎動脈和/或腎動脈中的血液)的預期或平均介電特性之間。過渡介電體1426可以由任何合適的介電材料和/或介電流體形成。以所述方式使用過渡介電體1426可以通過例如減少反射、減少駐波(例如VSWR)，以及通過提供輻射部100與組織之間的阻抗匹配來改善輻射部100和目標組織之間的耦合。如圖14B所示，柔性同軸線纜32的最遠端、部分外導體1424和內介電體1422被去除，從而暴露出部分內導體1420。如圖14C所示，短的導電(例如金屬)圓柱、盤、或帽1433具有被定義在其中心處的開口，所述開口的尺寸能接受內導體1420，所述帽在所述開口處被結合到內導體1420的被暴露的端部，并且在所述帽的外周處結合到外導體1424。所述遠側“帽”1433使內導體1420與外導體1424短路，從而可以優化、控制、聚集、和/或引導輻射部100的大致朝遠側的輻射圖案，例如減少、聚集、定形和/或增強去神經能量越過輻射部100遠端的傳播。在某些實施例中，帽1433由高溫介電體(比如塑料、陶瓷或其他合適的介電材料)形成。帽1433可以包含高溫介電體和形成在其中的提供內導體1420和外導體1424之間的短路或低阻抗路徑的導電部。在某些實施例中，帽1433的遠側部分由非導電材料形成，比如聚合物。在某些實施例中，扼流器或巴倫儀1408短路可以在饋入間隙1450的近側位置被固定到外導體1424，如圖14D所示。巴倫儀1408可以包含短的導電(金屬)環1408a，該環的內徑尺寸能接收外導體1424。巴倫儀環1408a被電連接(例如，軟焊、焊接、和/或機械連接)到外導體1424。巴倫儀環1408a被定位成與饋入間隙1450隔開大約180度相位長度的距離。巴倫儀環1408a產生一種微波短路，從而可以優化、控制、聚集、和/或引導輻射部100的大致輻射圖案，例如減少去神經能量越過輻射部100近端和/或巴倫儀1408的傳播。巴倫儀環1408a可以改善阻抗匹配、減少反射和/或駐波、提高效率、以及減少栓塞(例如凝結)的風險。巴倫儀1408還可以包含由擠出聚四氟乙烯(PTFE，例如特氟龍)、擠出聚對苯二甲酸乙二酯(PET)和/或擠出氟化乙丙烯(FEP)形成的巴倫儀介電套管1408b。所述巴倫儀介電套管1408b可以被定位在組件的輻射部100上，并與所述巴倫儀環1408a匹配。所述巴倫儀介電套管1408b還可以包含被定位在PTFE巴倫儀介電套管1408b上的具有一定長度的熱收縮管1408c，從而改變巴倫儀1408的介電特性和/或改善其性能，由此改善去神經能量的輻射圖案，所述一定長度的熱收縮管1408c具有在其表面(優選為內表面)上的導電材料。銀墨可以被設置在所述熱收縮管1408c的內表面上，因此將所述熱收縮管1408c收縮在所述巴倫儀環1408a和巴倫儀介電套管1408b上，這形成了一種提高巴倫儀1408的性能、進而改善去神經能量的輻射圖案的諧振微波結構。在某些實施例中，所述巴倫儀介電套管1408b和金屬環1408a被涂有導電墨水的熱收縮件(例如巴倫儀外導體)從近端覆蓋到遠端附近。在某些實施例中，巴倫儀介電套管1408b的遠端沒有涂覆導電熱收縮件，因此形成一種改善巴倫儀性能的巴倫儀擴展介電體。如圖15A-15B所示，帽1533連接到柔性同軸線纜1532的遠端、流體流動管腔1537的遠端以及外護套1535的遠端。流體流動管腔37的遠端被可密封地結合到帽1533的近側面，從而實現并保持輻射部100元件之間的同心對準。被形成在所述帽1533內的一個或多個帽冷卻劑通道1533a，1533b使冷卻劑從入流流體通道1544a循環到出流流體通道1544b，這便于冷卻劑流過輻射部100，以及可以有利地提供輻射部100和帽1533的冷卻。帽1533可以通過近側內導體接收器1533c接收內導體1520，并連接到外導體1524，從而提供內導體1520和外導體1524之間的短路或低阻抗連接。帽1533連接到外護套1535，并形成它們之間的流體密封。帽1533可以通過焊接、粘接、膠合、或任何其他合適的連接方式被結合到外護套1535。冷卻流體通過帽入流冷卻劑通道1533a進入帽流體腔1533d，然后通過帽出流冷卻劑通道1533b流出帽流體腔1533d。根據本發明，溫度傳感器1534可以被操作地與輻射部100和/或帽1533關聯。例如但不限于，一個或多個溫度探針、壓力傳感器、流動傳感器、或任何其他合適的傳感器可以被包含在本文中所描述的輻射部100、帽1533、外護套1535、柔性同軸線纜1532、入流和/或出流流體通道1544a，1544b、帽流體腔1533d或任何其他的管道和/或結構(例如，網、球囊、可膨脹和/或可展開構件)中。在某些實施例中，溫度傳感器1534可以被定位在帽1533的遠端上。一個或多個溫度探針可以被包含在柔性微波導管1530(例如本文中所描述的外護套、柔性同軸線纜32、一個或多個流體腔或管道、外介電絕緣層128、屏蔽外導體124a、和/或本文描述的任何其他的結構)中。溫度傳感器1534可以被定位在輻射部100的有效加熱區的遠側。因此微波能量傳輸系統12監視流過最熱位置的流體的溫度。如果溫度傳感器1534測得一個高于凝結溫度閾值的溫度，則所述系統12可以臨時地或永久地停止能量傳輸。在某些實施例中，一個或多個溫度傳感器1534可以被定位在后面所討論的居中定位裝置中所形成、穿過居中定位裝置所形成、圍繞居中定位裝置所形成的流體通道的出口處。在某些實施例中，帽1533或柔性微波導管30的遠側末端的任意部分可以包含輻射不透材料(比如鋇)以增強其在熒光透視術期間的辨識度。如之前關于圖6A和8A-8C所討論的，位于柔性微波導管30的近端的導管集線器18能實現去神經能量源(例如微波發生器22)到柔性同軸線纜32的、流體冷卻系統19到入流流體通道44a和用于從出流流體通道44b排出的冷卻劑的接收終點(例如，容器、蓄液池、或排放管)的可操作聯接。如圖16A-16C所示，根據本發明的柔性微波導管1630可以包含與輻射部100關聯的一個或多個支架形可膨脹元件1670。如圖16A所示，在通過脈管系統將柔性微波導管1630引向目標組織附近的位置時，支架形可膨脹元件可以被保持在壓縮狀態。在某些實施例中，所述支架形可膨脹元件1670被外護套1635的遠側部分保持在壓縮狀態。在其他實施例中，所述支架形可膨脹元件1670以壓縮狀態被裝載在外護套1635內。在使用期間，如圖16B所示，外護套1635可以被朝近側收縮，和/或支架形可膨脹元件1670可以被朝遠側推進，從而導致所述支架形可膨脹元件1670脫離外護套1635的約束并圍繞輻射部100展開成大致管狀、圓柱狀和/或球囊狀，從而使所述柔性微波導管1630的輻射部100在管腔(未具體示出)中居中定位。所述支架形可膨脹元件1670被定位成使得支架形可膨脹元件1670的中心與輻射部100的饋入點(例如饋入間隙1650)大致重合。如圖16A-16C所示，饋入間隙1650可以包含內導體1620的被暴露開槽部分，其中外導體1624的一部分已經被去除。內導體1620的暴露部分還可以包含覆蓋內導體1620的過渡介電體1650。支架形可膨脹元件1670的至少一部分可以被定位在輻射部100的遠側、被定位在輻射部100的近側、可以大致圍繞輻射部100、或它們的任意組合。所述支架形可膨脹元件1670可以由例如線網、線構件、沖壓金屬形成，和/或可以由任何合適的導電材料形成，包括但不限于不銹鋼、銅、銀、鉑、金、形狀記憶合金(例如鎳鈦諾)等等。在某些實施例中，支架形可膨脹元件1670還可以由具有低導電性的聚合物或復合材料構成和/或包含低導電性的聚合物或復合材料，比如聚氨酯、聚酰亞胺、FEP、PET、和/或PTFE。圖16C示出了支架形可膨脹網狀元件1672。在某些實施例中，所述支架形可膨脹網狀元件1672包含被結合到管狀主體網1672b的遠端和近端帽網1672a。所述管狀主體網1672b的至少一部分從包含饋入間隙1650的輻射部100(例如內導體1620和過渡介電體1650)徑向向外延伸。在某些實施例中，端帽網1672a的至少一部分包含可變的網密度，其中所述網密度在遠端和/或近端處較大，沿管狀主體網1672b的長度較小。在本文中所描述的網狀結構為血液沿該結構朝遠側流動提供最小阻抗，這使得流動的血液能冷卻不作為消融術對象的結構和組織(腎動脈的血液、內膜和中膜)。在某些實施例中，所述支架形可膨脹元件1670可以作為支架被置留在腎動脈RA內，以減少潛在性狹窄癥所引起的并發癥。所述支架形可膨脹元件1670可以在能量施加之后脫離所述柔性微波導管1630并被留置就位，以機械地支撐腎動脈RA。在某些實施例中，支架形可膨脹元件1670或本文中所描述的其他可膨脹裝置可以包含三個位置。在第一位置，所述支架形可膨脹元件1670完全膨脹/展開以初始定位。在第二位置，支架形可膨脹元件1670被朝近側收縮，以允許在展開的同時保持支架形可膨脹元件1670圍繞輻射部100就位。在第三位置，支架形可膨脹元件1670被完全收縮，從而支架形可膨脹元件1670的最近側部分被釋放。當導管30被朝近側拉出腎動脈RA時，支架形可膨脹元件1670的最遠側部分可以被從柔性微波導管30中釋放出來。例如，支架形可膨脹元件可以裝入一個面朝遠側方向的槽內，因此在導管朝遠側推進時保持住所述網，但是僅在所述裝置被朝近側拉動且外護套被完全收縮時釋放。在圖16A-16C中，帽1633連接到輻射部100的遠端，并提供內導體1620和外導體1624，1624a之間的電短路。溫度傳感器1634可以被收納在帽1633內或被收納在輻射部100、支架形可膨脹元件1670、支架形可膨脹網狀元件1672、柔性同軸線纜1632或外護套1635的任何其他部分中。在某些實施例中，支架形可膨脹元件1670的近側部和/或遠側部和/或支架形可膨脹網狀元件1672a的近側部和/或遠側部形成扼流器或巴倫儀短路。所述扼流器或巴倫儀短路大體上使電磁場局限于由所述扼流器或巴倫儀短路限定的電磁邊界。因此，發熱基本上被限制在從所述饋入間隙徑向向外的部分。在某些實施例中，居中定位結構形成一種在遠端和近端處基本上不透過微波能量的法拉第籠，同時在其至少部分長度上基本保持微波通過。這種結構可能具有若干優點，因為它能使所述裝置以徑向地傳遞去神經能量為目標(例如周向地到腎動脈)，同時減少或消除去神經能量的軸向傳遞(例如沿腎動脈朝遠側或朝近側)。根據本發明的柔性醫療導管可以通過使醫生能精確地給目標組織傳輸能量同時減少或消除附帶組織影響所引起的并發癥來改善手術結果。形成法拉第籠的近側部分和遠側部分的所述網可以形成一種將大部分的所述解剖諧振結構限制于所述法拉第籠的近側部和遠側部之間的解剖結構的扼流器或巴倫儀短路。在某些實施例中，所述網可以被配置成適應在去神經手術期間所使用的去神經能量的特定波長或波長范圍。例如但不限于，為了提供所需的微波輻射圖案，網眼間距(例如相鄰網眼元件之間的距離)在網狀結構的遠端和近端處可以小于大約1/10λ(例如所使用的微波信號的波長的十分之一)，以產生有效的微波邊界。沿所述網的長度所述網眼間距可以大于大約1/10λ，以避免產生微波邊界，從而允許去神經能量的輻射。有利地，所披露裝置的開放網狀結構在去神經手術期間使血液能沿外科手術部位持續流動，從而增加了醫生完成手術的時間窗口。保持血液流動提供了柔性微波導管30和輻射部100的熱管理，同時提供血管壁內側結構的冷卻。根據本發明的某些實施例包含具有多個饋入間隙的輻射部。根據本發明的柔性微波導管的輻射部可以包含其中限定有多個窗口的網狀結構。窗口可能包含性質與網狀結構的主體不同的一種或多種材料。替換地，窗口可以是一種以材料的缺失為特征的開放結構(例如，孔)。如本文中所述，在結構上由不同材料形成的窗口和在結構上以材料缺失為特征的窗口(例如，孔)被互換地使用。所述材料性質可以包含機械性質、材料性質、電性質、或它們的任意組合。窗口材料性質可以包含機械差異，比如網眼間距、網眼規格、網眼形狀、網眼厚度或它們的任意組合。所述窗口材料特性可以包含物理差異，比如材料類型、組分、材料結構或它們的任意組合。所述窗口特性可以包含電差異，比如導電性、電阻性或它們的任意組合。所述窗口的位置可以沿網狀結構側向地分布并且可以被徑向地指向(indexed)，和/或徑向地分布。在某些實施例中，三個窗口槽被徑向地60度指向并沿網狀結構縱向地分布。所述窗口對應于使醫生能準確地選擇作為去神經對象的組織區域的被限定治療區(例如，殺傷區)。如本文中所述，多窗口網狀結構也可以與單饋入間隙設計一起使用。多窗口設計的優點在于：在去神經期間，僅有部分血管壁承受能量傳輸，但仍然保證腎神經束被有效地處理。網狀結構可以被配置成將柔性微波導管30的輻射部100在身體管腔和/或身體結構中居中定位。網狀結構可以包含導電材料、非導電材料或導電與非導電材料的組合。導電的網狀結構被配置成與柔性微波導管的輻射部相互作用。例如，導電網狀結構可以形成諧振結構的一部分。在某些實施例中，導電網狀結構形成包含圍繞該網狀結構的至少一部分組織的解剖諧振結構的一部分。至少一部分網狀結構可以包含被配置成形成微波扼流器或巴倫儀的導電部分。例如，網狀結構的遠側部和/或近側部可以包含被配置成分流微波能量信號的導電網狀結構，從而防止至少一部分微波能量信號朝該導電網狀結構的近側和/或遠側傳播。在某些實施例中，支架形可膨脹元件1670被聯接到致動器(例如致動器15和/或旋轉致動器15g)。致動器可以被配置成機械地使所述支架形可膨脹元件1670膨脹(或被配置成膨脹、展開或打開本文中所描述的居中定位裝置)。遠側或近側端帽網1672a可以被聯接到致動器15，并通過致動器15的位置變化被膨脹和/或收縮。所述居中定位裝置(例如，支架形快或本文中所描述的其他居中定位裝置)的致動可以改變施加給身體管腔內表面的作用力的大小，從而將所述解剖結構定形為所需的結構和/或形狀。所述身體管腔可以被定形以形成一種特定的外形、直徑和/或圓柱結構，從而有利于對目標組織的能量傳輸。如圖17A-17B所示，所述導電網狀結構1772包含被限定在至少一部分長度段上的多個窗口1773a-1773e。導電網狀結構1772被配置成使得通過所述窗口1773a-1773e給組織傳輸去神經能量，同時削弱或消除該網狀結構1772的剩余部分向組織傳遞去神經能量。近側或遠側網狀端帽1772a，1772b可以被配置成實質地將所述諧振結構限制于網狀結構1772的范圍。在某些實施例中，導電網狀結構1772具有足夠大的密度以限制通過其的微波能量輻射，除了在所述結構具有大約為零的密度的一個或多個窗口1773a-1773e處之外。因此臨床效果是圖案對應于窗口1773a-1773e的腎動脈消融。在某些實施例中，所述網1772的窗口區域可以具有大于大約1/10λ的網眼密度(例如網眼元件的間距大于1/10λ)，而所述網的非窗口區域可以具有小于大約1/10λ的網眼密度(例如網眼元件的間距小于1/10λ)。在某些實施例中，所述網1772的窗口區域包含非導電材料或任何能透過微波能量的材料。在某些實施例中，被形成在導電網狀結構1772中的所述窗口1773a-1773e是敞開的并不包含任何材料。在使用期間，柔性微波導管可以被定位在目標組織附近，然后導電網狀結構1772被膨脹，然后去神經能量被施加給暴露在所述窗口1773a-1773e中的組織。圖17B示出了由圖17A中所示的裝置施加過去神經能量后的腎動脈RA。經每個窗口1773a-1773e被施加給腎動脈RA的去神經能量產生了相應的去神經區1774a-1774e。為了展示，圖17B中的腎動脈具有沿腎動脈RA縱向延伸的多個腎神經RN。去神經區1774a-1774e(以及對應的窗口1773a-1773e)被縱向地彼此隔開，同時提供周向重合，從而使得每個單獨的腎神經RN穿過至少一個去神經區1774a-1774e。通過這種布置，去神經能量通過沿著腎動脈RA長度的多個窗口1773a-1773e中的至少一個被施加給每個腎神經。提供能量的周向重合和/或周向傳輸的實施例可能需要單獨的處理以獲得所需結果。如圖18A中所示，導電網狀結構1872包含被限定在其至少一部分長度段上的窗口1873。所述導電網狀結構1872被配置成經該窗口1873給組織傳輸去神經能量，同時削弱或消除去神經能量從網狀結構1872的剩余部分向組織傳遞。近側和遠側端帽1872a，1872b可以被配置成實質地將所述諧振結構限制于網狀結構1872的范圍。在某些實施例中，窗口1873可以包含具有大于大約1/10λ的網眼密度的網。導電網1872的非窗口區域可以具有小于大約1/10λ的網眼密度。在圖18B-18H中示出利用圖18A中所示的導電網狀結構1872施加去神經能量的方法。如圖18B中所示，柔性微波導管1830的遠端被定位在目標動脈(例如腎動脈RA)內。如圖18C中所示，外護套1835被縮回以移出導電網狀結構1872，并且導電網狀結構1872被膨脹。窗口1873指向腎動脈RA第一目標部分1874a，當第一目標組織1874a被暴露給窗口1873時，第一次去神經能量應用被施加給腎動脈RA。在去神經能量的第一次施加之后，導電網狀結構1872被重新定位，如圖18D中所示，從而將腎動脈RA的不同區域(例如第二目標組織1874b)暴露給所述窗口1873。在重新定位期間導電網狀結構1872可以被徹底地或部分地收縮，然后如圖18E中所示再次膨脹。在將柔性微波導管1830重新定位后，第二次去神經能量應用被施加給第二目標組織1874b。如圖18F-18G中所示，可以根據需要按所述方式實施連續的柔性微波導管1830重新定位和去神經能量的施加，從而給第一、第二、和第三目標組織1874a-1874c等等施加能量。導電網狀結構1872最初被定位在身體血管內的最遠側位置，然后每次連續重新定位都被朝近側拉動。在某些實施例中，導電網狀結構1872(以及所述窗口1873)能獨立地繞柔性微波導管1830的縱軸線旋轉。旋轉致動器15g(參見圖7)(例如但不限于，球突或桿)可以被提供在導管集線器18上(參見圖7)，從而使醫生能在原位置轉動和/或操縱所述導電網狀結構1872，而不需要退出和重新插入所述柔性微波導管，和/或不需要旋轉整個柔性微波導管1830。圖18A-18H中的柔性微波導管30可以包括在輻射部100遠端處的溫度傳感器1834。溫度傳感器1834可以被用于測量經腎動脈循環并流過近側和遠側端帽網1872a的流體的溫度。溫度傳感器1834所測得的流體溫度可指示輻射部100所傳輸的能量。溫度傳感器1834所測得的流體溫度可指示流過近側和遠側端帽網1872a的流動速率。當能量傳輸終止時，低流動速率可能以不期望的溫度升高、溫度變化率的變化、和/或降溫的失效為特征。低流動速率可能指示存在凝結、栓塞、或在導電網狀結構1872近側的其他阻塞。傳感器引線1834a被沿著導電網狀結構1872的外表面走線。導電網狀結構1872至少部分地將傳感器引線1834a與輻射部100所產生的電磁場隔離。可以提供與旋轉致動器15g相關的一個或多個標記物，以告知醫生導電網狀結構1872的位置。在某些實施例中，導電網狀結構1872或其一部分由可通過顯像技術探測的材料形成，從而使得醫生能通過熒光透視或其他醫療顯像裝置(例如MRI和/或血管造影術)確定其位置。在某些實施例中，輻射部100包含根據本發明的天線結構，該天線結構包含多個饋入間隙1950a，1950b，1950c(例如能量饋點)。圖19A示出了包含柔性同軸線纜1932的柔性微波導管1930，柔性同軸線纜1932在其遠端上被連接到帶有多個輻射饋入間隙1950a-1950c的輻射部100。輻射部100包含第一輻射饋入間隙1950a、在第一輻射饋入間隙1950a遠側的第二輻射饋入間隙1950b、和在第一與第二輻射饋入間隙1950a，1950b遠側的第三輻射饋入間隙1950c。在這些實施例中，傳輸給組織的總功率被分配給多個輻射饋入間隙1950a-1950c。每個間隙1950a-1950c的尺寸(例如暴露的內導體的縱向長度)可以被調整以確定被每個饋入間隙1950a-1950c傳輸的總能量的百分數。圖19A僅示出了一種具有帶三個輻射饋入間隙1950a-1950c的輻射部100的非限制性例子。因為來自發生器的能量最先到達第一輻射饋入間隙1950a，所以饋入間隙1950a可以被確定尺寸以傳輸到達的能量的三分之一。再轉向第二輻射饋入間隙1950b，由于三分之一的總能量由第一輻射饋入間隙1950a傳播，所以剩下的三分之二的總能量到達第二輻射饋入間隙1950b。所以，第二輻射饋入間隙1950b必須傳播所到達能量的二分之一，從而將總能量的三分之一傳輸給組織。最后，總能量的三分之一到達第三輻射饋入間隙1950c，因此第三輻射饋入間隙1950c必須傳播所到達能量的百分之百，以傳輸總能量的三分之一給組織。在圖19A中，帶有多個輻射槽1973a-1973c的輻射部100包含導電網狀結構1972，所述導電網狀結構1972將所述輻射部在導電網狀結構1972內居中定位并且包含用于經窗口1973a-1973d給組織傳輸去神經能量的多個窗口1973a-1973d。在某些實施例中，每個窗口1973a-1973d被配置成在導電網狀結構1972的圓周的90度上傳輸去神經能量。在某些實施例中，每個窗口的徑向段與窗口的總數相關。在某些實施例中，同軸絕緣體D0-D7的介電常數被選擇以匹配輻射部100的特殊結構。例如，近側同軸絕緣體D0的介電常數可以與柔性同軸線纜1832的介電常數相關，其余同軸絕緣體D0-D7的介電常數與輻射部100的特定段相關。在某些實施例中，每個饋入間隙1950a-1950c的寬度改變以促進平均地傳輸能量給每個槽，如下面詳細討論那樣(參見圖51和53)。在某些實施例中，近側網狀結構1972a和遠側網狀結構1972b被配置成提供流體流過其中的最小阻礙。經近側網狀結構1972a和遠側網狀結構1972b的充裕流體流動提供了冷卻效果，并可以防止凝結。在某些實施例中，如果血液溫度接近和/或高于凝結水平，則微波能量傳輸系統停止微波能量功率信號的傳輸。如圖19B中所示，每個窗口1973a-1973d給腎動脈RA上的對應目標組織1974a-1974d傳輸去神經能量，其中沿著腎動脈的整個圓周的組織的至少一部分被沿著其縱向長度確定為目標。在具有多個饋入間隙的某些實施例中，多個對應的導電網狀結構2072a-2072c被提供，如圖20中所示。每個饋入間隙2050a-2050c與單獨的導電網狀結構2072a-2072c操作地關聯。每個單獨的導電網狀結構2072a-2072c可以包含可變的網眼密度構造和/或一個或多個窗口2073a-2073c，如本文中所述那樣。如圖20中所示，所述窗口2072a-2073c的方位可以被布置以沿不同方向輻射(例如徑向上分散)。在某些實施例中，所述窗口2073a-2073c可以被布置以沿相似的方向輻射(例如徑向上指向)。一個或多個導電網狀結構2072a-2072c可以獨立地繞柔性微波導管2030的縱軸線單獨或一起旋轉。一個或多個相應的致動器15g(參見圖7)例如可以被提供在導管集線器18上(參見圖7)，并且可以遠程地定位和/或監視所述導電網狀結構2072a-2072c。單獨的致動器可以被有選擇地關聯到一個或多個導電網狀結構2072a-2072c，從而使醫生能按照需要操縱/轉動所述導電網狀結構2072a-2072c的任意組合。例如但不限于，每個導電網狀結構2072a-2072c可以與開關相關聯，所述開關被接通時將各網狀結構操作地聯接到表盤致動器。一個或多個導電網狀結構2072a-2072c可以被選擇成在所述表盤致動器被轉動時，所選擇的導電網狀結構2072a-2072c相應地旋轉。其他的致動器控制方案和聯接布置可以額外地或替換地被包含在根據本發明的導管或系統內，包括但不限于機電式或機械式利用離合器、棘爪、液壓聯結器、磁流變聯結器、電機、分檔器、一個或多個齒輪、一個或多個輥子、一個或多個帶輪等等。如圖21所示，根據本發明的柔性微波導管2130可以包含被布置在一個或多個饋入間隙2150a-2150c之間或附近的一個或多個網狀結構2172a-2172d。所述網狀結構2172a-2172d可以單獨地或共同地膨脹和/或收縮。所述柔性微波導管可以包含能被朝遠側拉動的外護套2135，以有選擇地展開一個或多個網狀結構2172a-2172d，從而改變能量傳輸的區域。所述饋入間隙2150a-2150c的尺寸(例如每個饋入間隙2150a-2150c的長度L1-L3)可以被裁剪成圍繞饋入間隙2150a-2150c分配去神經能量(例如微波能量)，如本文中所述。具有大致管狀外形的一段長度的過渡介電體2126a-2126c可以圍繞已暴露的內導體2120被同軸地設置在一個或多個饋入間隙2150a-2150c中，這可以對每一段進行加載、改善阻抗匹配、減少反射和/或駐波、提高效率、以及減少栓塞(例如凝結)的風險。所述網狀結構2172a-2172d被配置成將輻射部100在管狀身體結構或身體部分(例如腎動脈RA)內居中定位。在某些實施例中，所述管狀身體結構可能形狀不均勻，并且每個網狀結構的直徑可以改變以適應所述管狀身體結構的不均勻形狀，從而將輻射部100在管狀身體結構或身體部分內居中定位。每個網狀結構2172a-2172d可以由不同材料形成。在某些實施例中，一個或多個網狀結構2172a-2172d可以被配置成作為扼流器或巴倫儀，從而防止至少一部分的微波能量信號越過所述網狀結構2172a-2172d縱向地傳播。例如，在一個實施例中，近側網狀結構2172a和遠側網狀結構2172d包含導電材料并被配置成作為扼流器或巴倫儀，從而防止至少一部分的微波能量信號從近側網狀結構2172a朝近側傳播以及從遠側網狀結構2172d朝遠側傳播(例如，沿軸向減少來自輻射部的微波能量的傳播)。在某些實施例中，近側網狀結構2172a和/或遠側網環狀結構2172d具有較高的密度，以作為在輻射部100的工作頻率下的有效電墻。在某些實施例中，每個網狀結構2172a-2172d形成扼流器或巴倫儀，從而限制每個饋入間隙2150a所產生的能量的傳播。如圖21A中所示，柔性微波導管2150的遠側部分可以由區域D0-D7限定。區域D0中所輻射的能量受到近側網狀結構2172a的限制。每個網狀結構2172a-2172d分別限制在區域D1、D3、D5和D7中的微波能量。在區域2中的能量被限制為第一饋入間隙2150a所輻射的能量，在區域4中的能量被限制為第二饋入間隙2150b所輻射的能量，在區域6中的能量被限制為第三饋入間隙2150c所輻射的能量。在某些實施例中，所述近側和/或遠側表面可以被有選擇地在近側和/或遠側表面上涂覆導電膜、箔、和/或墨水，以增強能量方向性。如圖22A-23B中所示，根據本發明的柔性微波導管2230包含具有籃狀和/或傘狀外形的遠側網籃結構2278a，2278b。遠側網籃結構包含遠側頂點和近側開放(膨脹)端。遠側網籃結構的頂點被錨定到柔性微波導管2230的遠側帽2233或靠近柔性微波導管2230的遠側帽2233。通過這種布置，遠側網籃結構可以捕獲在任何可能在使用期間形成的栓塞物質，從而例如防止凝塊或其他生物物質進入血液流。在圖22A中，遠側網籃結構2278a和網狀結構2272a被配置成將輻射部100的饋入間隙2250在管狀身體結構(例如腎動脈)中居中定位、和/或通過禁止或減少能量的向遠側傳播來改善去神經能量的傳輸，如在本文中所述。在圖22B中，輻射部100包含用于將輻射部100的饋入間隙2250在天然身體管腔(例如腎動脈RA)中居中定位的遠側和近側網狀結構。遠側網籃結構2278b通過系繩2278c被連接到帽2233。系繩2278c可以由導管集線器18中的旋轉致動器15g(見圖7)釋放，或者系繩2278c可以被納入導絲系統。如圖23中所示，根據本發明的臺階式柔性微波導管2330包含一種臺階式結構，其中近側部分2330a具有較大的第一直徑，遠側部分2330b具有較小的第二直徑。通常，系統可傳輸的功率數量至少部分地由系統中導體的尺寸確定。較粗的近側部分2330a能容納較大直徑的柔性同軸線纜2332a，且導體能比較細導體處理更大的功率線纜。較粗的導體傾向于不如較細的導體具有柔性。有利地，所披露的臺階式柔性微波導管2330的較細較具有柔性的遠側柔性同軸線纜2332c能在曲折的管狀身體結構(例如腎動脈)或其他身體部分中容易地給送臺階式柔性微波導管2330的遠側部分2330b，而臺階式柔性微波導管2330的較粗的近側部分2330非常適合于較粗較直的管狀身體結構(例如股動脈)。可傳輸給目標部位的能量數量可以被增加，因為在臺階式柔性微波導管2330的近側部分2330a中的損耗被減少。分別在臺階式柔性微波導管2330的近側和遠側部分2330a，2330b中的柔性同軸線纜2332a，2332b通過錐形匹配網絡2332c聯接。所述錐形匹配網絡2332c可以包含直線的錐形部分和/或指數曲線的錐形部分。額外地或替換地，在近側段2330a、錐形段2332c、和/或遠側段2332c中的柔性同軸線纜2332內使用不同的介電層，以改善匹配、減少反射/駐波(VSWR)、以及減少損耗。如圖24中所示，根據本發明的某些實施例中，用于天然管腔的柔性微波導管2430的所述輻射部包含由生物相容彈性材料形成的可擴張球囊2479。該可擴張球囊2479可以用任意合適的介質進行擴張，包括但不限于介電流體(例如鹽水或除離子水)和/或氣體(例如，空氣、二氧化碳等)。在某些實施例中，饋入間隙2450可以被包含在可擴張球囊2479內，介電流體和/或部分可擴張球囊可以形成解剖諧振結構的一部分，如本文中所述。可擴張球囊2479可以包含沿大致縱向方位被設置的一個或多個管道或通道，所述管道或通道被布置成在使用時便于脈管流體(例如血流)流過所述球囊(參見圖25A-25B，和26A-26C)。與一個或多個球囊管道流體連通的一個或多個流體端口被設置在導管的近側部分和/或導管的末端，從而增強從中穿過的脈管流體的流動。至少部分球囊可以包含被設置在球囊上的導電層(參見圖58A-58D)。所述導電層可以被設置在球囊的外表面上，或者優選地在內表面上。導電層可以由任何合適的涂覆或沉積方法形成，包括但不限于薄膜沉積、電鍍、導電墨水或箔的施加、等等。在某些實施例中，導電層由導電銀墨水形成。導電層可以被形成一種圖案，例如螺旋圖案、格子圖案、濃淡點圖案、梯度圖案、或便于球囊的彈性擴張和收縮同時保持導電層圖案的元件之間的導電性的任何圖案。在某些實施例中，透射的螺旋區域(例如沒有墨水覆蓋)可以具有大約三到五密耳(mil)(0.003"-0.005")的寬度。通過這種布置，法拉第籠可以由導電層形成，這可以改善輻射圖案并由此改善去神經能量的傳輸。例如但不限于，根據本發明的一種球囊包含被設置在球囊近端和遠端處的螺旋導電圖案，同時沿中間部分幾乎沒有或沒有導電材料。在實施例中，所述球囊結構可以包含按照之前所描述的網狀結構的配置所布置的導電圖案，例如帶窗口的球囊(整個球囊上都具有導電涂層除了開窗口部分)、多球囊、帶有多個窗口的單球囊、(多個)可旋轉球囊等等。圖25A示出了根據本發明某些實施例的微波能量傳輸系統2512，其包含被連接到柔性微波導管2530的導管集線器2518，柔性微波導管在其遠端上帶有在可擴張球囊2579內的遠側輻射部。系統2512僅示出了關于可擴張球囊2579的方案，但是應當明白本文中所描述的任意方案都可以與系統2512結合。球囊式導管集線器2518包含用于使可擴張球囊2579擴張和/或收縮的球囊流體聯接器2545。球囊式導管集線器2518還可以包含本文中所描述的導管集線器18和聯接器45或可調流體聯接器845的任何其他的方案(參見圖7-9C)。球囊流體聯接器2545形成分別與入流和出流增壓室2542b，2543b流體連通的入流和出流端口2542a，2543a。入流和出流增壓室2542b，2543b分別與被形成在流體流動管腔、柔性同軸線纜2532以及外護套2535之間的入流和出流流體通道2544a，2544b流體連通。如圖25A-25B中所示，可擴張球囊2579包含形成球囊腔2579b的外表面的可擴張材料2579a。球囊腔2579b可以包含由每個球囊葉2579b-2579d形成的一個或多個室。在某些實施例中，可擴張球囊2579包含三個葉2579b-2579d，其中由每個球囊葉2579b-2579d形成的腔被入流流體通道2544a所提供的流體擴張。球囊葉2579b-2579d被配置成將輻射部100在身體管腔或身體部分中居中定位。球囊葉2579b-2579d提供流體在每個球囊葉2579b-2579d和身體管腔之間流動的通道，其中流體流動為球囊葉2579b-2579d和身體管腔提供冷卻。保持充裕的血液流過輻射部對諸如球囊居中定位裝置的情況是關鍵的，否則該裝置將會堵塞到遠側組織的關鍵血液流動。因此，除其他的居中定位裝置和柔性微波導管30之外，本文中所描述的任何可擴張球囊2579可以被制造成具有圍繞其圓周的多個套入部分(例如，褶部件、通道部件或交錯折疊部件)，從而在所述結構被放置時使流體(血液)可以持續流過結構。來自入流流體通道2544a的流體被傳輸到球囊腔2579b的靠近帽2533的最遠側部分。流體經被連接到球囊腔2579b的最近側部分的出流流體通道2544b離開球囊腔2579b。因此，流體經球囊腔2579b朝近側流動，從而給輻射部100提供額外的冷卻源。在某些實施例中，需要流體流動以消除輻射部100產生的熱并維持一種介電緩沖。可擴張球囊2579可以被預成型為包含球囊葉2579b-2579d。在某些實施例中，可擴張材料2579a在每個葉2579b-2579d之間被結合到輻射部100。系統2512可以包含壓力調節以維持可擴張球囊2579內的壓力。可要求維持壓力，以維持天線定位以及維持可擴張球囊和身體管腔之間的通道。可以通過采用壓力傳感器作為給流體冷卻系統40(參見圖7)中的泵或機械調節器的反饋來調節出流端口2542a處的壓力來完成壓力調節。可以通過利用在球囊流體聯接器2545內的壓差調節器2543d在入流端口2542和出流端口2543a之間維持一個壓差來實現壓力調節。在某些實施例中，在可擴張球囊內的流體被排入管狀管腔和/或身體結構。可擴張球囊2579接收來自入流流體通道2544a的流體。為了維持可擴張球囊2579內的壓力和/或為了維持可擴張球囊2579的形狀，可擴張球囊2579中的流體經可擴張材料2579a上的孔眼離開。排入管狀管腔和/或身體結構的流體量可以取決于手術的長度和所述孔眼的尺寸。還可以通過實施解剖結構測量來調節所述壓力。例如，如果被用在脈管系統內，還可以通過采用壓力傳感器2542e來探測可擴張球囊2579內的收縮壓脈沖來調節可擴張球囊2579中的壓力。在可擴張球囊2579內側所測得的壓力脈沖將在脈管結構由于可擴張球囊2579的擴張而變得更加閉塞時增大，而下降的壓力脈沖則表示較收縮的球囊2579。圖26A-26C示出了另一種用于將輻射部在身體管腔(例如腎動脈)中居中定位的可擴張球囊2679的實施例。可擴張球囊2679包含被結合到可擴張球囊外殼2679e的第一、第二、和第三葉2679b-2679d。可擴張球囊外殼2679e形成收納冷卻流體的內室。來自可擴張球囊外殼2679e的冷卻流體通過多個入流流體通道2644a流到第一、第二、和第三葉2679b-2679d。圖27A-41B示出了多種被用于將根據本發明的輻射部在身體管腔或身體結構內定位的居中定位裝置。一個或多個居中定位裝置可以被連接到柔性微波導管的任意部分。在某些實施例中，所述居中定位裝置被連接到可展開部分，其中在未展開的第一位置所述居中定位裝置處于受限狀態，在已展開的第二位置所述居中定位裝置處于不受限狀態，例如被膨脹或配置成將所述輻射部在所述身體管腔中居中定位。圖27A-27D示出了用于將輻射部100在身體管腔BL中居中定位的居中定位翅片2790。居中定位翅片2790包含被連接到部分柔性微波導管2730的第一、第二、和第三翅片2790a-2790c。圖27A示出了被限制在外護套2735內的居中定位翅片2790。居中定位翅片2790被示出在輻射部100的遠側，但是居中定位翅片2790可以被定位在輻射部100的附近或近側。圖27B是圖27A的橫向剖面，其示出了受外護套2735約束并彼此偏移約120度的每個翅片2790a-2790c。在圖27C-27D中，居中定位翅片2790和輻射部100從外護套2735展開。當脫離外護套2735的約束后，翅片2790a-2790c將輻射部100圍繞身體管腔BL的中心居中定位。使用后，居中定位翅片2790和輻射部100被收縮到外護套2735內的受約束位置(參見圖27A)。如圖27C中所示，居中定位翅片2790可以通過與身體管腔BL的接觸將輻射部100居中定位。在某些實施例中，居中定位翅片2790通過流體/液力、和/或機械作用力將輻射部100在身體管腔BL中自我居中定位，從而保證均勻的能量傳輸。在某些實施例中，帽2733從柔性微波導管2730朝遠側延伸，并將輻射部100縱向地定位在身體管腔中靠近目標組織。例如，帽2733被確定尺寸以在腎臟巴倫儀處進入和/或被射入腎動脈的分支。帽2733和輻射部100之間的距離被確定為使得輻射部100被定位在腎動脈中靠近目標組織。圖28示出了包含被連接到遠側接收器2891e并形成近側接收器2891f的四個叉2891a-2891d的四叉居中定位裝置2891。遠側接收器2891e和近側接收器2891f均被配置成接收柔性同軸線纜(未示出)的一部分通過其中。圖29-32示出了用于將輻射部100在身體管腔BL中居中定位的居中定位籃2992。每個居中定位籃2992包含被連接到近側接收器2992e和遠側接收器2992f的第一、第二、第三、和第四條帶2992a-2992d。在某些實施例中，近側接收器2992e和遠側接收器2992f的至少一個被固定到柔性微波導管的一部分，而另一個在柔性微波導管上自由滑動。因此，在已展開狀態下居中定位籃2992被膨脹，如圖29所示。在未展開狀態下(例如受到外護套或類似裝置的約束)所述條帶2992a-2992d被壓縮，從而將居中定位籃2992拉長。在圖29中，近側接收器2992在輻射部100的遠側并被連接到細長帽2933。遠側接收器2992f不受約束并從細長帽2933朝遠側延伸。在某些實施例中，細長帽2933的遠端包含倒圓表面，以便于插入和/或引導柔性微波導管2930到目標組織。在圖30中，所述居中定位籃3092被定位在輻射部100的近側。遠側接收器3092e被固定到柔性微波導管3030。近側接收器3092f在柔性微波導管3030上自由滑動，從而允許該居中定位籃3092在被約束在外護套或類似裝置(未明確示出)內時被壓縮和拉伸。在圖31中，居中定位籃3192圍繞輻射部100被居中定位，其中遠側接收器3192e在輻射部100和帽3122之間被固定到柔性微波導管3130。近側接收器3192f在柔性微波導管3030上在輻射部100的近側自由滑動，從而允許居中定位籃3192在被約束在外護套或類似裝置內時被壓縮和拉伸。在圖32A和32B中，近側居中定位籃3292a和遠側居中定位籃3292b被連接到柔性微波導管3230。近側居中定位籃3292a和遠側居中定位籃3292b被配置成將包含圖32A中的近側饋入間隙3250a和遠側饋入間隙3250b以及圖32B中的近側饋入間隙3250a的輻射部100居中定位。近側居中定位籃3292a被定位在近側饋入間隙3250a的近側，遠側接收器3292ae被固定到柔性微波導管3230。近側居中定位籃3292a的近側接收器3292af在柔性微波導管3230上自由滑動，從而允許近側居中定位籃3292a在被約束在外護套或類似裝置(未明確示出)內時被壓縮和拉伸。在圖32B中，遠側居中定位籃3292b在遠側饋入間隙3250b上被居中定位，其中遠側接收器3292be在遠側饋入間隙3250和帽3233之間被固定到柔性微波導管3130。遠側居中定位籃3292b的近側接收器3292bf在遠側饋入間隙3250b的近側在柔性微波導管3230上自由滑動，從而允許遠側居中定位籃3292b在被外護套或類似裝置約束時被壓縮和拉伸。在圖32B中，近側饋入間隙3250a在近側居中定位籃3292a和遠側居中定位籃3292b之間被居中定位。在某些實施例中，近側居中定位籃3292a被定位在近側饋入間隙3250a的近側，而遠側接收器3292ae被固定到柔性微波導管3230，從而近側居中定位籃3292a的近側接收器3292af在柔性微波導管3230上自由滑動。遠側居中定位籃3292b被定位在近側饋入間隙3250a的遠側，而遠側接收器3292be在帽3233的近側被固定到柔性微波導管3130，從而近側接收器3292bf在柔性微波導管3230上自由滑動。因此，近側和遠側居中定位籃3292a，3292b可以在被外護套或類似裝置約束在時被壓縮和拉伸。在圖33中，雙條帶居中定位裝置3393圍繞輻射部100的饋入間隙3350被居中定位。雙條帶居中定位裝置3393包含被固定到柔性微波導管3330的近側接收器3393f，以及在柔性微波導管3330的帽3333上自由滑動的遠側接收器3393b。雙條帶居中定位裝置3393包含彼此偏移180度的第一和第二條帶3393a，3393b。因此，當在身體管腔BL中膨脹時，所述雙條帶居中定位裝置3393將身體管腔BL關于第一和第二條帶3393a，3393b拉伸，同時朝輻射部100的饋入間隙3350牽拉身體管腔BL(例如沿著雙條帶居中定位裝置3393的每一側)。通過這種方式，所述雙條帶居中定位裝置3393將身體管腔定形為一種橢圓形，其中被朝著饋入間隙3350牽拉的部分將會由于橢圓形的同軸布置而產生熱斑。在圖34中，苜蓿葉形居中定位裝置3494被連接到輻射部100的饋入間隙3450遠側的帽3433。苜蓿葉形居中定位裝置3494包含圍繞柔性微波導管3430的圓周均勻隔開的多個葉瓣3494a-3494d。葉瓣3494a-3494d可以由形狀記憶材料形成，比如鎳鈦諾，從而葉瓣3494a-3494d在從外護套3435被展開后向外膨脹以形成苜蓿葉形狀。在某些實施例中，苜蓿葉形居中定位裝置3494與輻射部100電絕緣。苜蓿葉形居中定位裝置3494可以被具有粘性的介電體(例如介電膠)結合，從而防止苜蓿葉形居中定位裝置3494的葉瓣3494a-3494d和/或輻射部100的任意金屬部分之間的金屬-金屬的接觸。在圖35中，柔性微波導管3530包含苜蓿葉形居中定位裝置3594和居中定位籃3592。苜蓿葉形居中定位裝置3594被結合到遠側帽3533并被定位在輻射部100的饋入間隙3550的遠側。居中定位籃3592被定位在柔性微波導管3530的饋入間隙3550近側的部分上。圖36A和36B示出了根據本發明某些實施例的槳葉式居中定位裝置3695。槳葉式居中定位裝置3695包括被固定到部分柔性微波導管3650的第一、第二、和第三槳葉3695a-3695c。槳葉3695a-3695c可以通過類似于鉸鏈的附接件3695d被固定，該附接件將每個槳葉3695a-3695c樞轉地附接和/或鉸接地附接到柔性同軸線纜3632。在圖36A中，所述槳葉式居中定位裝置3695的槳葉3695a-3695c被約束在柔性微波導管3630的外護套3635內。在受約束狀態下，所述槳葉3695a-3695c被向內折疊并被定位在柔性同軸3632附近。在圖36B中，柔性同軸線纜3632和槳葉3695a-3695c被展示從柔性微波導管3630的外護套3635展開。通過圍繞類似鉸鏈的附接件移動每個槳葉，槳葉3695a-3695c被打開。在打開位置中，槳葉止擋3695e防止槳葉3695a-3695c過度打開，和/或槳葉的運動受到類似鉸鏈的連接件3695d的限制。在某些實施例中，所述槳葉止擋3695e是一種被形成在柔性同軸線纜3532上的扼流器或巴倫儀。槳葉3695a-3695c可以在圖36A中所示的關閉狀態和圖36B中所示的打開狀態之間樞轉。在某些實施例中，通過導管集線器18上的致動器(參見圖7)可以實現樞轉。在某些實施例中，通過柔性同軸線纜3632從外護套3635的展開可以實現樞轉。槳葉式居中定位裝置3695可以包含圍繞柔性微波導管3730對稱定位(例如有規律地分布)的任意數目的槳葉3695a-3695c。在某些實施例中，所述槳葉3695a-3695c在長度和寬度上基本相同，但是在某些實施例中，槳葉3695a-3695c在長度和/或寬度上可以變化。圖37A和37B示出了根據本發明某些實施例的雙槳葉式居中定位裝置3795。雙槳葉式居中定位裝置3795包含近側槳葉式居中定位裝置3795a和遠側槳葉式居中定位裝置3795b。近側槳葉式居中定位裝置3795a在第一饋入間隙3750a和第二饋入間隙3750b之間被定位在柔性微波導管3730上。遠側槳葉式居中定位裝置3795b在第二饋入間隙3750b和第三饋入間隙3750c之間被定位在柔性微波導管3730上。近側槳葉式居中定位裝置3795a和遠側槳葉式居中定位裝置3795b將第一饋入間隙3750a、第二饋入間隙3750b、和第三饋入間隙3750c在身體管腔BL中居中定位。圖38A和38B示出了根據本發明某些實施例的槳葉式居中定位裝置3896。槳葉式居中定位裝置3896包含被固定到部分柔性微波導管3830上的第一、第二、和第三槳葉3896a-3896c。槳葉3896a-3896c可以通過類似鉸鏈的附接件3996d被固定，該附接件將每個槳葉3896a-3896c樞轉地附接和/或鉸接地附接到柔性微波導管3850。在圖38A中，槳葉式居中定位裝置3896的槳葉3896a-3896c被約束在柔性微波導管3830的外護套3835內。在受約束狀態下，槳葉3896a-3896c被向內折疊并被定位在柔性同軸線纜3832附近。在圖38B中，柔性同軸線纜3832和槳葉3896a-3896c被展示從柔性微波導管3830的外護套3835展開。通過圍繞類似鉸鏈的附接件移動每個槳葉，槳葉3695a-3695c被打開。在打開位置中，槳葉止擋(例如外護套3835)防止槳葉3896a-3896c過度打開，和/或槳葉的運動受到類似鉸鏈的連接件3896d的限制。槳葉3896a-3896c可以在圖38A中所示的關閉狀態和圖38B中所示的打開狀態之間樞轉。在某些實施例中，可以通過導管集線器18上的致動器(參見圖7)實現樞轉。在某些實施例中，可以通過柔性同軸線纜3832從外護套3835的展開實現樞轉。槳葉3896a-3896c可以沿與流體流動FF相反的方向打開，如圖38B中所示，或者槳葉3695a-3695c(參見圖36A-36B)可以沿與流體流動FF相同的方向打開。圖39A和39B示出了根據本發明某些實施例的雙槳葉式居中定位裝置3996。雙槳葉式居中定位裝置3996包含近側槳葉式居中定位裝置3996a和遠側槳葉式居中定位裝置3996b。近側槳葉式居中定位裝置3996a在第一饋入間隙3950a的近側被定位在柔性微波導管3930上。遠側槳葉式居中定位裝置3996b在第一饋入間隙3950a和第二饋入間隙3950b之間被定位在柔性微波導管3930上。近側槳葉式居中定位裝置3996a和遠側槳葉式居中定位裝置3996b將第一饋入間隙3950a和第二饋入間隙3950b在身體管腔BL中居中定位。圖40A和40B示出了利用多個叉齒4097將柔性微波導管4030的遠側輻射部100居中定位的可展開居中定位裝置。在未展開狀態下，如圖40A中所示，所述叉齒被約束在柔性微波導管4030的外護套4035內。外護套4035可以朝近側收縮，從而從外護套4035展開輻射部100和叉齒4097。替換地，輻射部100和叉齒4097可以從外護套4035朝遠側展開。在已展開狀態下，如圖40B中所示，所述叉齒被附接于柔性微波導管，并從柔性微波導管徑向向外延伸，從而將輻射部在腎動脈RA內居中定位。圖41A示出了被用于將柔性微波導管4030的遠側輻射部100居中定位的螺旋居中定位裝置4198。螺旋居中定位裝置4198包含均被連接到柔性微波導管4130的遠端的外表面的多個螺旋肋4198a-4198c。在某些實施例中，所述螺旋肋4198a-4198c被附接到柔性同軸線纜4032a的外表面。在未展開狀態下所述螺旋肋4198a-4198c被壓縮在柔性同軸線纜4032a和外護套4035的內表面之間。當螺旋居中定位裝置從外護套4035展開時，每個螺旋肋4198a-4198c從柔性同軸線纜4032a徑向伸出，從而將輻射部100在身體管腔中居中定位。圖41B示出了被配置成插在柔性微波導管的遠側部分上的根據本發明實施例的螺旋居中定位裝置4199。螺旋肋4199a-4199c附接到螺旋套管4199d的外表面，螺旋套管被配置成可滑動地接合柔性微波導管的遠側部分。圖42-44示出了柔性微波導管30，柔性微波導管30包含形成柔性微波導管30的外層的外護套135和可滑動地接合外護套135的內表面的柔性同軸線纜32。外護套135的近側部分包含容納外導體124的外徑的第一內徑D1。外護套135的最遠側部分形成容納柔性同軸線纜32的輻射部100的滑動套135a。滑動套135a包含容納外介電絕緣層128的外徑的第二內徑D2，其中外護套135的第一內徑D1小于滑動套135a的第二內徑D2。因此，機械止擋129由在第一內徑D1和第二內徑D2之間的外護套135的過渡部分形成。在某些實施例中，與柔性微波導管30的近側部分相比滑動套135a較沒有柔性。在某些實施例中，滑動套135a是剛性的。柔性微波導管30還可以包含用于操控柔性微波導管30的近側較有柔性部分和柔性微波導管的遠側較沒有柔性和/或剛性部分(例如滑動套135a)之間的角度的引導系統(未明確示出)。外護套135的外表面可以包含介電涂層。在一個實施例中，所述介電涂層是化學氣相沉積聚合物，比如由ParyleneCoatingServicesofKaty,Texas銷售并制造的商品名為ParyleneTM的涂層。在另一個實施例中，介電涂層包含一種或多種降低凝血特性或成分。圖42，43和44示出了被定位在各種位置的柔性同軸線纜32及其遠端上的輻射部100，比如被定位在完全收縮位置(見圖42)、在部分展開位置(見圖43)、以及在完全打開位置(見圖44)。參見圖42，輻射部100被完全地收縮在外護套135的滑動套135a內。在完全收縮狀態下，外介電絕緣層128的近端抵接外護套135的機械止擋129，從而防止柔性同軸線纜32在外護套135內的進一步收縮。外介電絕緣層128的近端可以接合機械止擋129，其中該接合表面進一步防止柔性同軸線纜32在外護套135內的收縮。帽133抵接外護套135的遠端，并在外護套135的外表面與帽133的外表面之間形成平滑過渡。帽133和外護套135可以通過機械接合、過盈配合、或通過軟焊、釬焊、粘合和/或激光焊被結合在一起，從而防止帽133和外護套135之間的不期望分離(例如，展開)。帽133可以防止柔性同軸線纜32在外護套135內的進一步收縮。雖然本文中所示的實施例示出了一種能使柔性微波導管30有利地跟隨引導管腔的鈍遠端，但在其他實施例中，所述帽可以包含被配置用于經皮插入組織的鋒利末端。在使用中，醫師通過一個通道將柔性微波導管30(例如輻射部100)插入患者體內，然后操縱該柔性微波導管30到達患者的所需位置。所述通道可以是天然形成的身體通道和/或管腔(例如，動脈血管、食道、支氣管、肛門、陰道、尿道，等等)、被插入天然身體通道內的管腔、套管、軸或任何其他合適的插入針頭、裝置、引導器、或系統。在插入步驟期間，輻射部100被收納在外護套135的滑動套135a內。滑動套135a接合外導體124并防止任何對患者組織的不期望的能量釋放。帽133可以電接合外護套135，從而通過外護套135的一部分形成在內導體120和外導體124之間的電通路(例如電短路)。在完全收縮位置，如圖42中所示，整個輻射部100被包含在外護套和帽133內，從而使來自輻射部的外科手術能量的放出被最小化或消除。參見圖43，在柔性微波導管32的外護套35內朝遠側推進柔性同軸線纜32，這將輻射部100從滑動套135a展開。從滑動套135a展開的輻射部100的長度由醫師選擇。參見圖7，8C和42-44，至少部分柔性同軸線纜32連接到導管集線器18中的致動器15，815。致動器15，815的致動驅動柔性同軸線纜32，并使柔性同軸線纜32在外護套35內前進和收縮。致動器15，815可以沿致動器槽15a被致動到任意所需的位置。致動器15，815在致動器槽15a中的位置與輻射部100在滑動套135a中的位置相關，并且與從滑動套135a展開的輻射部100節段相關。鎖機構817可以被集成到可調流體聯接器845的主體845a，845b。在某些實施例中，鎖機構817的最近側位置包含將致動器15，815鎖定就位的鎖定位置，以在將柔性微波導管30定位在引導管腔中時防止輻射部100的意外展開。在某些實施例中，鎖機構817和/或致動器15，815包含張緊機構，比如彈簧(未明確示出)，在致動器15，815處于鎖定位置時所述張緊機構在柔性同軸線纜32上提供朝近側的偏置。在某些實施例中，所述致動器15，815的鎖定位置包含拉緊機構，所述拉緊機構補償在將柔性微波導管30定位在引導管腔中時由于外護套35和柔性同軸線纜32的彎曲和/或轉動所導致的柔性同軸線纜32和外護套35之間的任何長度改變。在某些實施例中，致動器15，815包含鎖機構817、張緊機構、拉緊機構或它們的任意組合。例如，致動器15，815可以包含與被形成在流體聯接器主體845a上的接收器部817b匹配的凸起部817a，接收器部817b提供多個縱向位置以沿其長度接收凸起部817a。致動器15，815還可以包含偏置機構，比如彈簧或彈性構件，或任何其他合適的張緊機構和/或拉緊機構。圖44示出了柔性微波導管30的遠側部的截面圖，其中輻射部從滑動套135a完全地展開。在完全展開位置中，外介電絕緣層128的近側部仍然被收納在滑動套135a內。外介電絕緣層128的近側部128a保持與滑動套135a的接合，從而便于輻射部100在該滑動套135a內的后續收縮(參見圖42和43)。近側部128a可以形成與滑動套135a的液密密封121a。液密密封121a可以防止體液進入滑動套135a并充滿由于展開輻射部100而在滑動套135a內所形成的空隙135b。過渡介電體126可以具有與外介電絕緣層128的介電特性相關的介電特性。在某些實施例中，在過渡介電體126、外介電絕緣層128和配合輻射部100使用的解剖結構(例如腎動脈或其他身體管腔/身體結構)之間形成介電梯度。外介電絕緣層128的外表面和滑動套135a的內表面可以包含提供機械止擋的交界表面117a，117b，從而防止外介電絕緣層128的近側部128a從滑動套135a前進。例如，在一個實施例中，滑動套135a的內表面包含徑向向內凸舌117a。在完全展開位置，所述徑向向內凸舌117a接合被形成在介電絕緣層128上的機械止擋117b，從而防止輻射部100從滑動套135a朝遠側更進一步的展開。在某些實施例中，扼流器或巴倫儀短路(未明確示出)被定位在螺旋饋入間隙結構50的縱向近側，并可以被固定到外導體124和/或外護套135。所述巴倫儀可以由短的導電(例如金屬)環形成，所述環的內徑被確定尺寸以接收外導體124(或外護套135)。替換地，所述巴倫儀可以被形成在外護套135的內表面上。所述巴倫儀被電結合(例如通過合適的導體軟焊和/或電連接)到外導體124。該巴倫儀影響射頻短路，由此可能優化、控制、聚集、和/或引導所述輻射部天線的大致上朝近側的輻射圖案，例如減少去神經能量越過天線輻射部的近端和/或巴倫儀的傳播。所述巴倫儀組件可以包含巴倫儀介電套管，其可以由擠出聚四氟乙烯(PTFE，例如TeflonTM)形成。所述巴倫儀介電套管可以被定位在柔性微波導管30的輻射部100上，并與所述巴倫儀環匹配。在其表面(優選地內表面)上具有導電材料的一段熱收縮管(未明確示出)可以被定位在PTFE套管上，以改善所述巴倫儀的性能，由此改善去神經能量的輻射圖案。在某些實施例中，如將在后面描述和在圖42-57中所示那樣，根據本發明的柔性微波導管包含具有螺旋結構的輻射部，其中輻射部的外導體以一種螺旋圖案被暴露。螺旋開口的寬度可以隨螺旋沿著輻射部朝遠側纏繞而被可選地漸縮、漸增以沿其長度均勻地輻射能量(參見圖42-49和54-57)。螺旋傳感器管腔或導體可以被散布在螺旋饋入點內，以操作地將被設置在探針遠側區域處或附近的傳感器聯接到位于探針近側的發生器或其他設備。如之前所述的任意數目的籃、居中定位裝置或可膨脹構件可以結合所述螺旋被使用，以有選擇地沿遠離居中結構的徑向方向消融組織。這能通過提供多個選擇性定向的輻射元件的一次放置來簡化通常要求多次放置消融裝置的手術。使用者可以選擇展開任意數目的籃、居中定位裝置或可膨脹構件，同時由于覆蓋了饋入間隙的導電護套而使其他的元件保持壓縮，由此保持未激活。在本文中所描述的且在圖42-44中所示的可展開結構還可以被用于展開本文中所描述的任意結構和輻射部100。如之前關于圖42-44所討論的，輻射部100包含使內導體120暴露的屏蔽外導體124a，從而形成螺旋饋入間隙50(例如饋入點)。在一個實施例中，通過去除在螺旋饋入間隙50處的部分外導體124來形成屏蔽外導體124a。留在內導體120上的屏蔽外導體124a圍繞內導體120的縱軸線螺旋地纏繞。螺旋和/或盤旋的饋入間隙提供沿輻射部段軸向長度的均勻能量分布以及與同軸波導阻抗相匹配的理想阻抗，從而減少沿柔性同軸饋線32的不期望的加熱。在某些實施例中，在使用之前(例如在制造期間)，從輻射部100的內導體120去除外導體124和內介電絕緣質，屏蔽外導體124a和屏蔽介電體(未明確示出)被定位在已暴露的內導體上。屏蔽外導體124a圍繞內導體120的縱向軸線螺旋地纏繞。屏蔽外導體124a的近側部分被電連接到外導體124的遠側部分。屏蔽外導體124a的遠側部分被電連接到帽133。所述帽使屏蔽外導體124a與內導體120短路。來自流體冷卻系統40(參見圖7)的冷卻流體可以流過被形成在屏蔽外導體124a中并被連接到柔性微波導管30的入流流體通道44a和出流流體通道44b的流體管腔，從而為冷卻流體提供流到輻射部100的遠端和流出輻射部100的遠端的流體通路。如之前所討論的，過渡介電體126可以被設置在螺旋饋入間隙150內，并可以大致地和/或幾何地對應于螺旋饋入間隙150的尺寸。過渡介電體126和屏蔽介電體(未明確示出)可以由具有相似介電特性的相似材料形成。在某些實施例中，過渡介電體126和屏蔽介電體可以具有不同的介電特性。在某些實施例中，單個介電層包含過渡介電體126，并且屏蔽介電層包含具有對應于所述過渡介電體126的介電特性的第一幾何部分和具有對應于屏蔽介電體的介電特性的第二幾何部分。如之前所討論，饋入間隙150由去除部分外導體124所形成的空隙所限定。類似地，螺旋饋入間隙150由螺旋纏繞(例如圍繞內導體120的縱軸線螺旋纏繞)的屏蔽外導體124a的相鄰繞圈之間的空隙所限定。螺旋饋入間隙150的尺寸與屏蔽外導體124a的特性和位置相關。螺旋饋入間隙150還可以由部分未被屏蔽外導體124a螺旋纏繞的內導體限定。因此，限定屏蔽外導體124a的尺寸特性和位置必然限定了沿輻射部100的縱向長度變化的螺旋饋入間隙150。在一個實施例中，螺旋饋入間隙150的位置沿其長度周向地改變。在某些實施例中，螺旋的螺距(例如，平行于該螺旋所測得的一個完整螺圈的寬度)沿輻射部100的縱向長度變化。在某些實施例中，所述螺距可能由于螺旋角的改變(例如任意螺旋和垂直于內導體的軸向線之間的角度)而發生變化。在某些實施例中，所述螺距可能由于螺旋饋入間隙150的寬度改變(例如螺旋饋入間隙150沿其縱向長度的變化厚度)而發生變化。在某些實施例中，所述螺距可能由于螺旋饋入間隙150的螺旋角和寬度的改變而發生變化。在使用中，由輻射部100傳輸給組織的能量與螺旋饋入間隙150的面積和位置相關。如圖42-44中所示，螺旋饋入間隙150的面積隨螺旋朝遠側的纏繞而增加，從輻射部100的近端上的窄螺旋饋入間隙150過渡到輻射部100遠端上的寬螺旋饋入間隙150。面積上的改變(例如隨螺旋朝遠側的纏繞而在面積上的增加)在近端上轉化為低耦合因數，而在遠端上轉化為高耦合因數。在輻射部100的近端上，所述耦合因數為1％，該耦合因數以指數的方式在遠端處增加到100％。圖45和46示出了非線性纏繞圖案的另一種實施例，所述非線性纏繞圖案形成可被結合到根據本發明某些實施例的任何柔性微波導管30上的輻射部200。螺旋饋入間隙250的面積隨該螺旋朝遠側纏繞而增加，同時近端提供窄饋入間隙250，遠側部分被基本上更多地暴露。在輻射部200近端處的螺旋饋入間隙250的面積和在輻射部200遠端處的螺旋饋入間隙250的面積的非線性變化是由于屏蔽外導體224a的幾何外形造成的。如圖46中所示，屏蔽外導體224a包含近側的第一非線性邊緣224b、遠側的第二非線性邊緣224c，其中第一非線性邊緣224b和第二非線性邊緣224c終止在遠端224d上，從而形成一種基本上尖銳的遠端224d。圖47和48示出了非線性纏繞圖案的另一種實施例，所述非線性纏繞圖案形成可被結合到本發明的任何柔性微波導管30的輻射部300。螺旋饋入間隙350的面積隨螺旋朝遠側的行進而增加，同時近端提供窄饋入間隙，遠側部分基本上被暴露。在輻射部300近端處的螺旋饋入間隙350的面積和在輻射部300遠端處的螺旋饋入間隙350的面積的非線性變化是由于屏蔽外導體324a的幾何外形造成的。如圖48中所示，屏蔽外導體324a包含近側的第一非線性邊緣324b、終止在屏蔽外導體遠端上的遠側的第二線性邊緣324c。所述遠端形成被配置成與內導體的遠端(未明確示出)對齊的平坦遠側邊緣324d。變化的螺旋饋入間隙150的一種衡量是饋入間隙比，在本文中被限定為螺旋饋入間隙150的剖面周長與屏蔽外導體124a的剖面周長的比值。圖49是示出了沿圖44，45和47中所示各實施例的輻射部1000，200，300的縱向長度的饋入間隙比的曲線圖。圖44中的輻射部1000的饋入間隙比在0％和50％之間變化，并且沿縱向長度在輻射部1000的近端和遠端之間線性變化。圖45中的輻射部200的饋入間隙比在0％和100％之間變化，并且沿縱向長度在輻射部200的近端和遠端之間非線性地變化。圖47中的輻射部300的饋入間隙比在0％和100％之間變化，并且沿縱向長度在輻射部300的近端和遠端之間非線性地變化。其他可以被使用的圖形包含指數形漸縮、三角形漸縮和來自階梯Chebyshev變換器的Klopfenstein對數形漸縮(其中斷面增加到無窮大(類似于Taylor分布))。如之前關于圖6A-6B和8A-8C所討論的，柔性微波導管30可以包含在內側柔性同軸線纜32和外護套135之間被同軸定位的管狀入流管腔37。在柔性同軸線纜32的外徑和入流管腔37的內徑之間的間隙限定入流流體通道44a。入流管腔37的外徑和外護套135的內徑之間的間隙限定出流流體通道44b。在使用期間，冷卻劑(例如二氧化碳、空氣、鹽水、水、或其他冷卻劑介質)可以通過入流流體通道44a被提供給輻射部100，然后通過出流流體通道44b從輻射部100排出。在某些實施例中，提供冷卻劑的入流流體通道44a是最內側的流體管道，排出冷卻劑的出流流體通道44b是最外側的流體管道。在其他實施例中，流體流動的方向可以相反。一個或多個縱向定向的翅片或支柱(未明確示出)可以被定位在入流流體通道和/或出流流體通道內，以支撐并控制入流管腔關于外護套135的位置，以及支撐并控制柔性同軸線纜32關于入流管腔37的位置。圖50是根據本發明另一個實施例的漏隙波導的電路圖。所述漏隙波導包含帶有Z0阻抗的網絡，其中所有的能量在該漏隙波導中輻射或散發。每個ZL由輻射電阻、無功阻抗和損耗電阻構成，其中：ZL＝RR-iRI+R，(1)雖然由總元件所代表，但是ZL分量可以是分布式網絡。如圖51中所示，每個ZL分量可以代表同軸線纜中的五個槽S1-S5之一。根據本發明的另一種波導可以包含任意數目的槽。圖52示出了具有使用十(10)個槽的輻射部200的實施例。為了沿輻射部的長度提供一致的輻射圖案，十(10)個槽的每一個必須輻射被提供給波導Z0的總可用能量的大約10％。因為每個槽輻射總可用能量的一部分，所以每個在后槽的剩余可用能量小于被提供給在前槽的能量。因此，一致的輻射圖案要求被朝遠側定位的每個槽比被朝近側定位(例如，靠前)的每個槽輻射更多百分比的剩余可用能量。在圖52中所示的示例實施例中，100瓦的能量被提供給漏隙波導200，因此槽1應當傳輸被提供給它的總能量的大約10％(例如100瓦的10％--10瓦)。槽2被提供大約90瓦(100瓦減去由槽1傳輸的10瓦)，所以槽2應當傳輸被提供給它的總能量的大約11％(例如，90瓦的11％＝10瓦)。槽3被提供大約80瓦(100瓦減去由槽1-2傳輸的20瓦)，所以槽3應當傳輸被提供給它的總能量的大約12.5％(例如，80瓦的12.5％＝10瓦)。槽4被提供大約70瓦(100瓦減去由槽1-3傳輸的30瓦)，所以槽4應當傳輸被提供給它的總能量的大約14.3％(例如，70瓦的14.3％＝10瓦)。槽5被提供大約60瓦(100瓦減去由槽1-4傳輸的40瓦)，所以槽5應當傳輸被提供給它的總能量的大約16.7％(例如，60瓦的16.7％＝10瓦)。槽6被提供大約50瓦(100瓦減去由槽1-5傳輸的50瓦)，所以槽6應當傳輸被提供給它的總能量的大約20％(例如，50瓦的20％＝10瓦)。槽7被提供大約40瓦(100瓦減去由槽1-6傳輸的60瓦)，所以槽7應當傳輸被提供給它的總能量的大約25％(例如，40瓦的25％＝10瓦)。槽8被提供大約30瓦(100瓦減去由槽1-7傳輸的70瓦)，所以槽8應當傳輸被提供給它的總能量的大約33％(例如，30瓦的33％＝10瓦)。槽9被提供大約20瓦(100瓦減去由槽1-8傳輸的80瓦)，所以槽9應當傳輸被提供給它的總能量的大約50％(例如，20瓦的50％＝10瓦)。槽10具有大約10瓦(100瓦減去由槽1-9傳輸的90瓦)，所以槽10應當傳輸被提供給它的總能量的大約100％(例如，10瓦的100％＝10瓦)。沿著所述波導朝遠側移動，每個槽應當漸增地傳輸單獨槽可用的更高百分比的能量。一種逐漸增加從每個槽傳輸的能量百分比的方式是隨波導朝遠側的發展改變每個槽的寬度(增加朝遠側移動的每個槽的寬度)。圖53示出了一種每個槽在寬度上逐漸增加的波導。在某些實施例中，寬度上的增加提供效率上的改善，從而導致從槽傳輸的能量百分比的提高。最遠側的槽可以被認為是能從槽輻射總剩余功率的高效率槽(例如輻射被提供給槽的功率的100％)。從每個槽輻射出的能量與每個槽的所需效率、槽的寬度和/或被提供給該波導(例如每個槽)的能量的波長相關。在某些實施例中，每個槽的寬度與該槽所需效率相關。例如，如果槽的所需效率是被提供給它的能量的20％，則所述寬度可以通過微波信號的波長和所需效率計算得出。在另一個實施例中，最遠側槽的有效長度等于微波信號的波長的1/2，在該最遠側槽近側的槽的寬度與這些槽的所需效率相關，其中每個槽的效率由被提供給每個獨立槽的能量和每個槽的所需功率輸出決定。由于同軸波導中的損耗，被提供給每個槽的能量數量等于被提供給所述波導的能量減去近側槽所傳輸的能量數量，再減去同軸線纜中的任何損耗。因此，每個漸進槽的百分數可以被增加和/或槽的數目可以被減少，以補償同軸波導中的能量損耗。用圖52中的槽4作為例子，并假設槽1-3中的損耗等于5瓦，被提供給槽4的實際能量是65瓦(100瓦減去槽1-3傳輸的30瓦和5瓦的損耗)。所以，槽4應當傳輸被提供給槽4的65瓦的大約15.4％(65瓦的15.4％)。因此，近側槽中的損耗可能導致槽數目的減少，以提供來自每個槽的均勻且均等的能量輻射。與獨立槽的分段方法相反，一種更加分散的方法提供一種均勻且一致的能量分布圖案。圖54示出了一種逐漸增加每個槽寬度的波導，如圖53中所示的波導中，其被布置為一種連續的螺旋槽450。在一個實施例中，所述槽的幾何形狀(例如螺旋角、螺距和槽寬)與每段螺旋所要求的效率相關。在某些實施例中，每段螺旋的效率由被提供給每段螺旋的能量和每段螺旋的所需功率輸出決定。可以變化的幾何參數包含軸向比、繞圈數和饋入間隙的寬度。省卻了獨立槽的所述螺旋還可以減少由每個獨立槽所產生的損耗。當所述開口被加寬時(例如沿近側到遠側的方向)，由于在螺距上的改變和/或在螺旋角上的改變，所述槽漸進地輻射更多的能量，從而促成一種一致的能量圖案并導致更少的回波損耗。圖55和56示出了帶有分別與圖53和54的波導相關的波導500和600的柔性微波導管530和630。在圖55中，波導500包含多個漸進地隔開的槽550，其中每個朝遠側隔開的槽的寬度增加以提供所需的功率輸出。在圖56中，所述波導600包含帶有變化的螺距、槽寬和螺旋角的螺旋饋入槽650，其中逐漸增加的槽寬以及輻射內導體520，620的暴露部分沿波導600的長度提供了所需的功率輸出。柔性微波導管530和630可以包含之前所討論過的流體冷卻布置。圖57示出了波導700和800，其中開槽波導700包含五(5)個槽，螺旋波導800包含五圈螺旋。波導700和800被布置成提供開槽波導700的槽S1-S5和螺旋波導的各個螺旋圈HT1-HT5之間的比較/關聯。每個螺旋圈HT1-HT5包含在螺旋上的對應位置，其中螺旋的寬度與對應的槽S1-S5的寬度以及被暴露的內導體720的寬度相關。如之前所討論，螺旋槽HS的形狀和位置與內導體820上的屏蔽外導體824a的單獨繞圈之間的變化間隙相關并由其限定。如圖57中進一步所示，開槽波導700包含五個輻射槽S1-S5，且每個槽S1-S5暴露內導體720的一部分。槽S1-S5分別產生對應的電磁場F1-F5。所述電磁場F1-F5是不同的并且被獨立地產生，但是一個或多個電磁場F1-F5的至少一部分可以與相鄰的電磁場F1-F5重疊和/或組合。螺旋波導800產生了沿著螺旋波導800的縱向長度延伸的螺旋電磁場HF。所述螺旋電磁場HF的形狀與所述螺旋槽HS的形狀相關，還與在屏蔽外導體的單獨繞圈之間形成的變化間隙相關。螺旋電磁場HF的形狀可以被表示為多個相互連接的螺旋形電磁場HF1-HF5，每個互連的螺旋形電磁場與開槽波導700上的對應槽S1-S5相關。螺旋電磁場HF可以包含多個最小節點和多個最大節點，其中所述螺旋電磁場在最小節點處的強度是一個相對最小值，而所述螺旋電磁場在最大節點處的強度是一個相對最大值。在一個實施例中，最小節點的數目與螺旋圈的數目相關。螺旋電磁場HF的整體形狀可以圍繞所述螺旋動態地改變。在某些實施例中，最大節點的數目與螺旋圈的數目相關。圖58A是根據本發明某些實施例的具有形成在其中的螺旋窗口5899的收縮球囊居中定位裝置5872的透視圖。球囊居中定位裝置5872包含被涂覆有導電層5872b的球囊膜5872a。如圖58A的切除部分中所示，導電層5872b可以被形成在球囊膜5872a的內表面上。替換地，在某些實施例中，所述導電層5872b可以被形成在球囊膜5872a的外表面上。導電層5872b可以由任何合適的涂層或沉積方式形成，包含但不限于，薄膜沉積、電鍍、施加導電墨水、箔等等。在某些實施例中，所述導電層5872b由導電銀墨水形成。所述導電層5872b可以以圖案被形成，例如螺旋圖案、格子圖案、濃淡點圖案、梯度圖案、或便于球囊居中定位裝置5872的彈性擴張和收縮同時保持形成導電層5872的圖案的元件之間的導電性的任何圖案。螺旋窗口5899包含球囊膜5872a，但不包含導電層5872b。在螺旋窗口5899區域內的球囊膜5872a由能透過微波能量的材料形成，從而將螺旋窗口5899附近的組織暴露給去神經能量。螺旋窗口5899可以具有大約三-五密耳(0.003"-0.005")的最大寬度。通過這種布置，導電層5872b形成一種能改善輻射圖案并便于去神經能量傳輸到螺旋窗口5899附近的組織的法拉第籠結構。在某些實施例中，球囊膜5872可以由不順應材料形成以保證獲得正確的形狀。在某些實施例中，根據本發明的球囊居中定位裝置5872可以包含被設置在其近端和遠端處的導電層5872b，同時在沿中間部分的導電層5872中幾乎不或完全不具有導電材料，從而在近端和遠端以及中間部分之間形成導電梯度。球囊居中定位裝置5872可以包含根據之前所描述的(多個)網狀結構配置進行布置的導電圖案，其中導電層5872被涂覆在除了窗口部分5899之外的整個球囊居中定位裝置5872上。某些實施例可以包含多個球囊居中定位裝置、帶有多個窗口的單個球囊居中定位裝置、可旋轉的(多)球囊居中定位裝置，等等。流體端口5872c形成經過球囊居中定位裝置5872的多個管腔。流體端口5872c的徑向位置可以被徑向向外地定位，以為解剖結構提供冷卻。在實施例中，流體端口5872c可以被徑向向內地定位，以給柔性微波導管5830的輻射部提供冷卻。圖58B是被完全擴張并被定位在腎動脈RA內的圖58A中的球囊居中定位裝置的透視圖。窗口5899沿球囊居中定位裝置5872的縱向長度圍繞整個圓周延伸。在被放置在身體管腔(比如腎動脈RA)中后，經所述窗口5899所施加的能量形成一種與窗口5899的形狀相一致的加熱圖案。被完全擴張后，螺旋窗口5899可以沿著大約2-3cm的縱向跨距360度地輻射能量。在其他身體管腔中，螺旋窗口5899可以沿著大約3-5cm的縱向跨距360度地輻射能量。在另一些身體管腔中，螺旋窗口5899可以沿著大約5-7cm的縱向跨距360度地輻射能量。在另一些身體管腔中，螺旋窗口5899可以沿著超過7cm的縱向跨距360度地輻射能量。圖58C示出了被圖58A-B中的裝置施加去神經能量后的腎動脈RA。經窗口5899被施加給腎動脈RA的去神經能量產生了相應的去神經區5874。所述360度的加熱圖案橫跨腎動脈的一部分進行施加，以使腎臟去神經但不導致由血管壁受傷引起的病癥。其他的可以被使用的治療角度包含90度加熱圖案、180度加熱圖案、180度加熱圖案和450度加熱圖案。使用本文中所描述的實施例的方法包含以下步驟：進入股動脈，將用于進入腎動脈的長護套放入股動脈、腹主動脈和腎動脈，將根據本發明一個實施例的柔性微波導管30放入長護套，然后進入腎動脈的一部分，通過柔性同軸線纜將微波能量傳輸到解剖輻射結構，持續能量傳輸直到傳輸足量的能量來損傷目標神經結構為止，同時通過冷卻(例如血液循環)保存腎動脈的關鍵構造，然后取出微波導管，取出長護套，然后封閉到股動脈的入口。方法中的其他步驟可以包含通過遠側定位的溫度傳感器監視流體溫度的危險溫度升高。使用本文中所描述的實施例的其他方法包含以下步驟：通過脈管內通路將包含本文中所描述的一個或多個實施例的柔性微波導管放入腎動脈，使用可收縮護套以圍繞輻射部(例如饋入間隙)展開導電網(根據本文中所描述的一個實施例)，其中所述導電網通過產生一種能經組織諧振微波信號的解剖結構波導增強了對腎神經(圍繞腎動脈的交感神經)的微波能量傳輸。在該方法中的其他步驟包含在導電網上的一個位置形成以缺少材料為特征的窗口，從而產生與該窗口相關的消融區域。在該方法中的另一個步驟可以包含提供流體冷卻結構以增強能量傳輸并減少圍繞進入路徑的組織的線纜加熱。另一個步驟可以包含提供允許柔性同軸結構穿過其中縱向滑動的導管集線器。所描述的本發明的實施例意在展示而不是限制，并且不表示本發明的每一種實施方式。在不脫離本文和/或后面權利要求中字面上所述的本發明精神和范圍及其專利法上的等同物的前提下，上述實施例的其他變化以及其他結構和功能，或其替代物可以被制造或被理想地組合到多種其他不同的系統或應用中。