JP2009522058A - 電気穿孔法を利用した心房細動治療システムおよびその治療方法 - Google Patents

Abstract

電気穿孔法を利用して心房細動を治療するシステムは、組織に経壁外傷を設ける。組織を刺通す少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極が設けられるが、これら電極は患者の心臓の心外膜組織部位またはその近辺に導入されるよう構成されている。電圧パルス発生器が、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで経壁外傷を設けるようにしているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるのには不十分である。

Description

本発明は広義には心房細動を治療するシステムおよびその方法に関するものであり、特に、電気穿孔法を利用して心房細動を治療するシステムおよびその方法に関連している。

心房細動は単独で起こる場合もあるが、この不整脈は、鬱血性心不全、高血圧性心臓血管疾患、心筋梗塞、リューマチ性心疾患、心臓発作などを含む多数の心臓血管疾患に付随して起こることが多い。とにかく、３種類の別個の有害な続発症を生じるが、すなわち、（１）心室不整脈および心拍数の上昇の発症などのような、心室反応の変化、（２）房室同期の喪失および心房充満時間の短縮、また、可能性として有り得る房室弁逆流が原因で生じる有害な血行力学上の効果、（３）左心房における有効心収縮喪失および心房鬱血が原因で血栓塞栓性障害が持続する可能性の増大などの続発症を生じる。

心房不整脈は幾つかの方法を利用して治療することができる。例えば、心房細動の薬理学的治療は、何よりもまず正常な洞調律を維持し、第２に心室反応速度を低下させるのには、初期的には好ましいアプローチである。このような投薬治療は、心房細動を洞調律に転換させることができるようであれば、各心房付属器官における血栓集積の危険を低減することができるが、このような治療形式は必ずしも効を奏するとは限らない。持続性心房細動を患い、心拍数制御の治療しか受けていない患者は引き続き不整心拍を患うとともに、正常な連続する房室収縮を行えないせいで血行力学的障害に罹るうえに、かなり危険な血栓塞栓症に直面し続ける。

これ以外の治療形態として、化学療法的除細動による正常洞調律回復術、電気除細動、マッピング判定された選択領域の高周波カテーテル融除などがある。より近年になると、心房細動について上記以外の外科手術処置が開発されており、左心房隔離、ヒス（His)束の静脈内カテーテル切除法、ヒス束の低温外科切除法、回廊手術などが具体例として挙げられるが、これらの処置は心室不整脈を効果的に除去している。しかしながら、これらの処置は大抵は、心房が細動し続けるのを止められないせいで、正常な心臓の血行を修復し損なっている、または、血栓塞栓症に対する患者の脆弱性を緩和し損なっている。従って、医学上難治である心房細動を治癒するのに、より効果的な外科手術治療が必要である。

心房の電気生理学的マッピングおよびマクロ循環回路の認識に基づいて、心房に電気迷路を効果的に設けて（すなわち、メイズ(MAZE)処置）心房が細動する能力を排除する外科手術アプローチが開発されている。簡単に説明すると、メイズIII処置と総称されるこの処置では、心房再入を防止して洞衝撃が心房心筋全体を活性化させることで術後も心房の血液輸送機能を保存することができるようにするために、戦略的心房切開が施される。本質的に束の間に現れては消え、心房の至る所で起こり得る多数のマクロ循環回路が存在することが心房細動の特徴であるため、心房マクロ循環回路の潜在的経路の全部を途絶するのが賢明である。このような回路は、実験と臨床の両方で患者に術中マッピングを行うことにより偶然に認識されたものである。

一般に、この処置は心房付属器官を切開することと、肺静脈を電気的に隔絶することを含んでいる。更に、戦略的に実施された心房切開により、最も共通する循環回路の導電経路を途絶させることができるだけではなく、洞房結節から房室結節まで特定経路に沿って洞衝撃を流すこともできるようになる。本質的に、洞房結節から房室結節までの間の主要導電経路から外れた多数の隠れた脇道を準備することにより、心房付属器官と肺静脈を除く心房心筋全体が電気的に活性化される。従って、心房の血液輸送機能は術後の保存されるが、このことは以下に列挙する一連の論文に概略が明示されている。コックス（Cox）、シュエスラー（Schuessler）、ボアノー（Boineau）、カナヴァン（Canavan）、ケイン（Cain）、リンゼイ（Lindsay）、ストーン（Stone）、スミス（Smith）、コル（Corr）、チャン（Chang）、および、ダゴスチーノ・ジュニア（D'Agostino, Jr.）ほか著、「心房細動の外科治療（The Surgical Treatment of Atrial Fibrillation）」パート１-４、101胸部心臓血管外科手術（101 Thorac Cardiovasc Surg.）、402-426、569-592（1991年刊）。

このメイズIII処置は医学上難治である心房細動およびそれに付随する有害な続発症を除去するのに有効であるのが分かっているが、実質的な切開部は心臓の内部小室の中まで差し込まれるため、この手術処置は患者に深い外傷を与える。更に、現在の技術を利用した場合、このような処置の大半は、通常は正中胸骨切開の様式で行われて、患者の胸腔の中まで接近するのに大掛かりな胸部切開を必要とする。外科用鋸またはそれ以外の切断具を使って胸骨を縦断方向に切開し、胸郭の前部または腹側部分の２つの対向し合う半分体を互いから離れて開かせることができるようにする。従って、胸腔に通じる大きな開口が設けられ、ここを通して外科手術医師団が心臓を直接視認してメイズIII処置の心臓手術を行うことができる。更に、このような大きな開口のおかげで、外科手術器具を操作し、切除した心臓組織を除去し、または、その両方を行うことができるようになるが、これも医者が自分の両手を心臓外側に極めて近い位置にある胸腔の内側に置くことができるせいである。次に、患者は心肺バイパス手術を施されて、酸素添加血液の抹消循環を維持する。

メイズIII処置それ自体が患者にとって深い外傷を与えるのみならず、従来の開胸術のせいで術後の苦痛と長期化する回復時間により実質的に外傷は増大するとともに、入院期間も延びる。更に、このような観血性の開胸処置は合併症の危険も相当に増すうえに、胸骨切開に付随する痛みもかなり酷くなる。心臓外科手術は多数の患者に有益な結果を生みもするが、それにも増して多数の患者が、そのような外科手術をすれば恩恵に預かりそうではあるが、現行の技術の外傷性と危険に耐えられず、または、それらを良しとしないでいる。

米国特許第5,501,698号明細書 米国特許第6,161,543号明細書 コックス（Cox）、シュエスラー（Schuessler）、ボアノー（Boineau）、カナヴァン（Canavan）、ケイン（Cain）、リンゼイ（Lindsay）、ストーン（Stone）、スミス（Smith）、コル（Corr）、チャン（Chang）、および、ダゴスチーノ・ジュニア（D'Agostino, Jr.）ほか著、「心房細動の外科治療（The Surgical Treatment of Atrial Fibrillation）」パート１-４、101胸部心臓血管外科手術（101 Thorac Cardiovasc Surg.）、402-426、569-592（1991年刊）

従って、本発明の目的は、心房細動を治療するための改良システムおよび方法を提示することである。
本発明のまた別な目的は、電気穿孔法を利用して心房細動を治療するシステムおよび方法を提示することである。

本発明の上記目的およびそれ以外の目的は、組織に経壁外傷を設けるシステムにおいて達成される。組織を刺通す少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極が設けられ、これら電極は患者の心臓の心外膜組織部位またはその付近に導入されるよう構成されている。電圧パルス発生器が第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極に接続されている。電圧パルス発生器は心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発する十分な電気パルスを第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極の間に印加することで経壁外傷を設けるが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステムが提示されている。患者の心臓の心外膜組織部位またはその付近に導入されるように構成された少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極が設けられる。電圧パルス発生器が第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極に接続されている。電圧パルス発生器は心外膜組織の細胞に電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステム提示されている。システムには１個にバイポーラ電極が含まれており、このバイポーラ電極は患者の心臓の心外膜組織部位またはその付近に導入されるように構成されている。電圧パルス発生器が第１電極および第２電極に接続されている。電圧パルス発生器は、心外膜組織部位の細胞に電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステムが提示されている。１個のバイポーラ電極が患者の心臓の心外膜組織部位またはその付近に導入されるように構成されている。電圧パルス発生器がバイポーラ電極に接続されている。電圧パルス発生器は心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極の２極間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステムが提示されている。カテーテル装置は膨脹可能なバルーンに設置された少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極を備えている。バルーンは患者の心臓の心外膜組織部位に設置されてから拡張状態にされる寸法に設定されている。電圧パルス発生器は第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極に接続されている。電圧パルス発生器は、心外膜組織部位の細胞に電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステムが提示されている。カテーテル装置が膨脹可能なバルーンに設置された少なくとも１個のバイポーラ電極、すなわち、第１バイポーラ電極を備えている。バルーンは患者の心臓の心外膜組織部位に設置されてから拡張状態にされる寸法に設定されている。電圧パルス発生器が少なくとも第１バイポーラ電極に接続されている。電圧パルス発生器は心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

本発明のまた別な実施形態においては、心外膜組織を融除する方法が提示されている。電気穿孔装置には少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極が設けられている。第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極は患者の心臓の心外膜組織部位に設置される。心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させるが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。

ここで図１から図３Ｂまでを参照すると、患者心臓Ｈが例示されている。心臓Ｈには、本発明の選択された実施形態を利用して、右心房ＲＡおよび左心房ＬＡの全体に亘る複数の経壁外傷が形成されている。図１は所望のパターンの外傷が右心房ＲＡに設けられているのを例示しているが、例えば、背面縦断方向右心房外傷１２、三尖弁輪外傷１４、肺静脈孤立外傷１６、および、垂直外傷１８が含まれている。図２は心臓Ｈの右全面斜視図であり、右心房ＲＡが右心房全面中央対向外傷２０を含んでいるのを例示している。外傷の累積パターンは洞房結節から房室結節までの間で主要導電経路を構築し直すことで、術後も心房血液輸送機能を保存する。

ここで図４を参照すると、本発明の一実施形態において、組織部位に経壁外傷を設けるシステム１１０が提示されている。少なくとも２箇所に、すなわち、第１組織刺通し部および第２組織刺通し部に、または、第１非組織刺通し部および第２非組織刺通し部に、モノポーラ電極１１２、１１４が設置されており、これら電極は患者の心臓Ｈの心外膜組織部位またはその付近に導入されるよう構成されている。電圧パルス発生器１１６が第１モノポーラ電極１１２および第２モノポーラ電極１１４に接続されている。電圧パルス発生器１１６は心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極１１２と第２モノポーラ電極１１４の間に印加することで経壁外傷を設けるようにしているが、印加電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である。図５および図６に例示されているように、３個以上のモノポーラ電極が設けられていてもよいことが分かる。或る実施形態では、モノポーラ電極１１２、１１４は約5 mmから10 cmの距離だけ互いから分離され、それぞれの電極は断面が円形の幾何学的形状を有している。１本以上の探針が更に設けられていてもよく、例えば、モニター用探針などが挙げられる。

本発明のまた別な実施形態においては、システム１１０は１個以上のバイポーラ電極１２０を備えている。バイポーラ電極１２０は各々に多数の電極帯１２１が設けられており、電極体は図７に例示されている。電極帯の間隔および厚さは電界の形状を最適化するように選択されている。一実施形態においては、この間隔は、通例、約1 mmから5 cmであり、電極帯２０の厚さは0.5 mmから5 cmの間にするとよい。

本発明のまた別な実施形態においては、心房細動を治療するシステム１１０が提示されている。図８に例示されている実施形態では、少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極１１２および第２モノポーラ電極１１４、または、１個のバイポーラ電極１２０が設けられており、これらは膨脹可能なバルーン１２４に設置されている。バルーン１２４は、患者の心臓Ｈの心外膜組織部位に設置されて拡張状態となる寸法に設定されている。

電極１１２、１１４は各々がケーブルにより電圧パルス発生器１１６に接続されている。再び図４を参照し直すと、切換装置１２６も設けられている。切換装置１２６は、ソフトウエアを利用して、多数の電極１１２、１１４、１２０を同時に活性化し、または、個別に活性化するのに備えている。切換装置１２６は電圧パルス発生器１１６に接続されている。或る実施形態においては、予め選択された電極１１２、１１４、１２０の間に選択されたパターンで生成される電界を発生させるために、電極１１２、１１４、１２０を個別に活性化させる手段が設けられている。個々の電極１１２、１１４、１２０の間における電気信号の切替え処理は多様な異なる手段によって達成することができるが、例えば、手動式、機械式、電気式、プログラムされたディジタルコンピュータにより制御された回路を使う等といった方法が挙げられるが、これらに限定される訳ではない。一実施形態では、個別の電極１１２、１１４、１２０は各々が個別に制御される。

組織部位における細胞の細胞膜を恒久に断裂させるために、或る期間に亘り或る大きさでパルスが印加される。組織部位における細胞を流れる電流の、同じ細胞にかかる電圧に対する割合が検出され、次いで、この電流対電圧比の変化に応じて、この組織部位に印加される電圧の大きさが調節される。

或る実施形態においては、電流を測定することにより、組織部位における細胞の電気穿孔の開始が検出される。また別な実施形態では、組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果が監視される。このような監視を実施するにあたり、超音波、CTスキャン、MRIなどを利用した画像モニター法を利用することができる。

また別な実施形態においては、上述のような監視は、監視用電極を使って達成される。一実施形態では、監視用電極は高インピーダンスニードルであり、このような高インピーダンスニードルを利用することで監視用ニードルに選択的に電流が流れるのを防止することができる。高インピーダンスニードルは組織部位に隣接して、または、組織部位内において、臨界位置に設置される。これは概念的にも位置的にも、熱監視処理において熱電対を設置する意味やその位置選択と類似している。十分な電気穿孔パルスが搬送される前に、予定している十分な電気穿孔パルスの何分の１の量の「テストパルス」が搬送されるが、その割合は10％でもよいが、これは具体例であり、この値に限定されるものではない。このようなテストパルスは不可逆電気穿孔を生じることのない範囲の大きさであるのが好ましい。監視用電極はその位置におけるテスト電圧を測定する。測定された電圧に基づいて、十分なパルス期間中であったならば監視用電極１８で読み取れるはずの電圧値を逆に推定し、例えば、或る実施形態では関係が線形比例であるので10を掛けた値にされる。組織部位における潜在的追従性の監視をしている場合には、電圧外挿は、分かっているレベルの不可逆電気穿孔の範囲内で行うと、監視が実施されている組織部位が安全であることを示す。その組織部位における妥当な電気穿孔を監視している場合には、外挿は不可逆組織電気穿孔に十分であると分かっている電圧レベルを超える範囲で行われる。

組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果は、電流の流れを測定することにより検出することができる。

多様な実施形態において、電気穿孔法は実時間監視をしながら管理形態で実施されて、組織部位における細胞の細胞膜に調節しながら穿孔を形成することで当該組織部位の細胞に組織効果を生じると同時に、電気インピーダンスなどを監視しながら周囲組織を温存するように図っている。

印加電圧の強度と持続時間を制御しながら実時間制御も行うことにより、または、実時間制御はしなくても、電気穿孔は管理形態で実施することができる。これに加えて、電気穿孔は細胞膜を横断する質量移動の修正および制御を行えるようにする態様で実施される。管理形態で電気穿孔を実施することができるようにする手段として、電圧の大きさを適切に選択する、電圧印加時間を適切に選択する等といったやり方を選択すればよい。

ここで再度、図４を参照すると、システム１１０は組織部位の温度を制御するように機能する制御装置１２８を備えている。本発明の一実施形態においては、制御装置１２８のプログラミングは、制御装置１２８にパソコンを使われるのであればＣまたはBASIC（登録商標）のようなコンピュータ言語で行われ、制御装置１２８にマイクロプロセッサが使われるのであればアセンブリー言語が使われる。温度をユーザーが指定制御することも、制御装置１２８にプログラムすることができる。

制御装置１２８は、コンピュータ、ディジタル処理装置、アナログ処理装置、プログラム可能な論理配列、配線組込み式論理回路、アプリケーション指定集積回路（ASIC）、または、それ以外の好適なデバイスを備えているとよい。或る実施形態においては、制御装置１２８のマイクロプロセッサには所望に応じて適切なRAMモジュールおよびROMモジュールが付随している。制御装置１２８は、ユーザーとデータ交換するためのユーザーインターフェイス１３０に接続することができる。ユーザーがユーザーインターフェイス１３０を操作することで、電極１１２、１１４、１２０に印加されるべき所望のパルス発信パターンとこれに対応する温度プロファイルを入力することができる。

例示にすぎないが、ユーザーインターフェイス１３０は英数文字キーパッド、タッチスクリーン、コンピュータマウス、プッシュボタン、トグルスイッチ、人間ユーザーからの入力を受信する上記以外の好適な構成部材、または、これらの各種組合せを備えていることもある。ユーザーインターフェイス１３０は、陰極線管スクリーン、発光ダイオードスクリーン、液晶ディスプレイスクリーン、液晶表示装置、プリンター、表示パネル、オーディオスピーカー、人間ユーザーにデータを出力するための上記以外の好適な構成部材、または、これらの各種組合せを備えていることもある。制御盤２６は制御装置入力を受信するように機能し、また、電圧パルス発生器１１６によって駆動される。

多様な実施形態において、電圧パルス発生器１１６は、１パルスごとに約5マイクロ秒のから約62秒、90マイクロ秒から約110マイクロ秒、100マイクロ秒などといった持続時間に亘って印加するような構成にされる。多様な異なる個数のパルスを印加するようにできるが、例えば、１パルスごとに約100マイクロ秒などといった持続時間のうちに約1個から15個のパルスを印加したり、約8個のパルスを印加するといった具合であるが、このような個数に限定されるものではない。或る実施形態においては、組織部位に電圧勾配を生成するのに、約50ボルト／cmから約8000ボルト／cmの範囲で生成するようにパルスが印加される。

多様な実施形態において、組織部位を監視し、また、パルスを調節することで組織部位の温度を摂氏100度またはそれ以下、摂氏75度またはそれ以下、摂氏60度またはそれ以下、摂氏50度またはそれ以下などといったような値に維持する。この温度制御は、組織部位に対して熱効果が発生するのを最小限に抑えるために実施される。このような温度は、電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより制御することができる。

システム１１０は開胸処置と閉胸処置の両方で利用することができる。図９および図１０は閉胸式の非観血心臓外科手術においてシステム１１０が手術台Ｔの上の患者Ｐに設置されているのを例示している。患者は従来の態様の心臓外科手術の準備ができており、全身麻酔が誘導されている。外科手術により右心房に接近するために、患者は左体側を下にして置かれ、胸部の右側面が上向きに配置されている。上面が約20度から45度の間の角度に傾斜させられた楔またはブロックＷを使って患者の右体側の下に置き、患者の右体側が左体側よりも幾分か高い位置にくるようにしている。しかしながら、左心房に外科手術を施す場合は、これと同じ様な楔またはブロックＷを患者Ｐ（図示せず）の左体側の下に設置するとよいことが分かるだろう。いずれの位置であれ、患者の右腕Ａまたは左腕（図示せず）は下向きに回して手術台Ｔの上に載せておくことができ、同時に、患者の胸部の右側面または左側面のいずれかを露出させることができる状態になる。

或る実施形態では、約2 cmから3 cmの長さの小さい切開部が患者Ｐの右体側の肋骨と肋骨の間に設けられるが、通常は、第３肋間、第４肋間、または、第５肋間の各々の空間のいずれかに設けられる。これとは別な操作空間が必要である場合は、互いに隣接し合う２本の肋骨の間を開くことにより、これら肋骨の肋間の空間を広げることができる。開創器、套管針スリーブ、カニューレなどを含む（これらに限定されないが）胸腔鏡接近装置は、接近ポートを設けることができる。胸腔鏡接近装置は切開部に設置され、隣接し合う組織を互いに離れる方向に開いて、胸腔の中に器具が導入される際に組織が外傷を受けないようにする。また別な胸腔鏡套管針などが開創器の下位および上位の右横胸部の肋間空間内に設置されてもよく、必要に応じて、胸部の右前面（すなわち、腹側）部分にも同様に設置することができる。他の事例では、胸部の小さな経皮肋間切開部を通して各種器具を直接的に導入するようにしてもよい。

開創器を患者の胸部に設置および繋留するのが完了すると、胸腔内を視認するのは幾つかある方法のうちのいずれでも達成することができる。内視鏡を経皮肋間挿入法により患者の胸部に設置することができるが、通常は、柔組織開創器のポートを通して設置される。ビデオカメラが内視鏡の近位端に取付けられ、胸腔の内部を視認するためのビデオ監視装置に接続される。心臓の右側面を見るために、また特に、右心房の右側面を見るために内視鏡が操作される。

更に、医者は、開創器の接近ポートを通して胸腔を直接見るだけでよい。経食道超音波心臓検査法を利用することができるが、この場合、超音波探針が患者の食道または胃に設置され、心臓の内部を超音波画像化する。心臓の内部を超音波画像化するためには、胸腔鏡超音波探針を接近装置に通して胸腔の中まで入れて心臓の外側に隣接させて設置するようにしてもよい。内視鏡を利用することもできるが、内視鏡には、後で心臓に導入することになる部分である遠位端を覆って、膨脹可能なバルーンのような透明球体または透明プラスチックレンズが任意で設けられている。バルーンは遠位端から血液を洗い流すための生理食塩水のような透明な膨脹用流体を使って膨脹させることができ、また、外傷のような部位を押圧して設置され、低温外傷部の位置、形状、および、寸法を視認化することができる。

また別な視認法の代替例として、血液によって吸収されてしまわない光の波長のみが心臓の中に透過させられるように、特殊な光フィルターを採用した内視鏡を利用することができる。受光し、上述のような光の波長に反応し、得られた画像をビデオ監視装置に送信するように設計された電荷結合素子（CCD）チップが内視鏡に設けられているようにするとよい。このようにして、内視鏡はアクセスポートを通して心臓に設置され、血液の中をくぐらせて見ることで心臓の領域を観察するように利用される。

一実施形態においては、心臓が拍動しているままの状態でシステム１１０が利用される。このため、心肺バイパス術（CPB）に付随する外傷や危険、および、心臓麻痺性の心停止を回避することができる。しかしながら、他の事例では、心臓を停止させることが有利な場合もある。心肺バイパス術を患者に施すのが望ましい場合は、患者の右肺は萎まされ、患者の心臓は停止させられる。心肺バイパス術を確立するにあたり、患者Ｐの大腿部静脈に静脈カニューレを導入して脱酸素血液を大腿部静脈から抜き取ることにより実施することができる。静脈カニューレは心肺バイパスシステムに接続されるが、このシステムは、抜き取られた血液を受け取って血液に酸素添加してから、酸素添加済み血液を大腿部動脈に設置された心房帰還カニューレに戻す。

心肺排出用カテーテルを利用して、肺動脈から血液を抜き取るようにしてもよい。心肺排出用カテーテルは頚部から内頚静脈および上大静脈を通して導入されてもよいし、または、鼠蹊部から大腿部静脈および下大静脈を通して導入されてもよい。

心機能を停止させるために、セルジンガー法のような経皮術または静脈切開外科手術により大動脈閉塞用カテーテルを大腿部動脈に配置する。大動脈閉塞用カテーテルは通常はガイドワイヤ上を伝って進入させられ、最終的にはカテーテル遠位端の閉塞用バルーンが心門と腕頭動脈との間の上行大動脈内に配置される。血液の抜き取りは上行大動脈から始まり、大動脈閉塞用カテーテルの内側管腔と連絡状態にある同カテーテルの遠位端のポートを通して実施されるが、ここを通る血液はカテーテルの近位端まで流動することができる。次に、血液は血液フィルターおよび血液回収システムに向けて流されて血栓を除去してから、心肺バイパスシステムを介して患者の動脈系に戻される。

心機能を停止させるのが望ましい場合は、閉塞用バルーンは、上行大動脈を完全に閉塞してこの大動脈を通る血流を遮断するまで膨脹させられる。塩化カリウム（KCl）のような心臓麻痺液を心肺バイパスシステムから得られた酸素添加済み血液と混ぜてから、2種類の方法の一方または両方で心筋に搬送するとよい。心臓麻痺液は順行性の態様、逆行性の態様、または、これらの組合せの態様で搬送されるとよい。順行性搬送法では、心臓麻痺液は心臓麻痺液投入ポンプから大動脈閉塞用カテーテルの内側管腔を通り、更に、閉塞用バルーンより遠位のポートを通って閉塞用バルーンの上流側の上行大動脈に搬入される。逆行性搬送法では、心臓麻痺液は冠状静脈洞に設置された逆行灌流カテーテルにより、頚部の内頚静脈のような抹消血管から搬送することができる。

心肺バイパスが確立されて心機能が停止して右肺が萎むと、患者は心臓Ｈの内側の外科介在手術の準備ができた状態となる。処置のこの時点で、心機能が停止して患者に心肺バイパス手術が施されていようが、患者の心臓が拍動を依然として続けていようが、本発明の心臓治療処置および心臓治療システムは実質的に変わらない。主たる相違は、本発明の処置が停止状態の心臓に実施される場合は、心臓の内部小室の血圧がかなり低くなる点である。装置と心臓壁刺通し部との間に止血封鎖を形成することで刺通し部を通して血液が喪失されるのを抑止する必要はなく、それにより、刺通し部の周辺に巾着縫合を行う必要を低減または排除している。

心臓の右心房に接近するために、開創器接近ポートを通して導入された胸腔鏡器具を利用して心膜切開術が施される。この処置で使用するのに好適な器具は、例えば、胸腔鏡傾斜鋏や胸腔鏡把持鉗子などを含め、米国特許第5,501,698号に記載されているが、かかる特許の開示内容は、ここに援用することにより本件の一部を成すものとする。

心膜に横長さ約5.0 cmで縦長さ約4.0 cmのＴ字型開口を切開して設けた後で、心臓Ｈの外側は閉胸式の非観血心臓外科処置を施すことができるように十分に露出させられる。心臓Ｈを視認しながらそこに接近するのを更に支援する目的で、切開された心膜組織は心膜開口から開き離されて、控え縫合糸が胸腔から張出した状態となる。この技術により、医者は、必要ならば心膜開口の形を整え直して心臓Ｈをわずかに後退させる態様で、切開した心膜壁を上下させることで、特定処置のために最大限まで接近することができるようにする。

接近、縫合、血液遮断などが米国特許第6,161,543号に更に開示されているが、この特許の開示内容も、ここに援用することにより本件の一部を成すものとする。

本発明の方法およびシステム１１０は心房の心内膜表面側から外傷を設けるように指示しているのに加え、心房の心内膜表面にも一緒に外傷または外傷の一部が設けられてもよいと教示していることが分かる。本発明の方法およびシステム１１０を利用することで、心房細動、ウルフ・パーキンソン・ホワイト（WPW）症候群、心室細動、欝血性心不全を治療することができるとともに、それ以外の処置であって、心臓、冠状動脈、または、各種重要血管の内部に介在装置が導入される処置を行うことができることも分かる。

本発明の原理に従って構成されている、医学上難治である心房細動を治療するシステムを組込むとともにその処置を施した患者心臓を左上背面から見て例示した斜視図である。 本発明のシステムを組込むとともに本発明の方法を施した患者心臓を右前外側から見て例示した斜視図である。 本発明のシステムおよび方法を利用して心房に所定の導電経路を設けることを目的とした経壁低温外科切除のパターンが心臓の心房部分に例示されている概略図である。 本発明のシステムおよび方法を利用して心房に所定の導電経路を設けることを目的とした経壁低温外科切除のパターンが心臓の心房部分に例示されている概略図である。 本発明の電気穿孔システムの一実施形態を例示した概略図である。 本発明の一実施形態が図４のシステムを使った電気穿孔法に利用することができる３個のモノポーラ電極を備えているのを例示した図である。 本発明の一実施形態が図４のシステムを使った電気穿孔法に利用することができる枠に連結された電極配列を備えているのを例示した図である。 本発明の一実施形態が図４のシステムを使った電気穿孔法に利用することができる１個のバイポーラ電極を備えているのを例示した図である。 カテーテルおよび拡張可能なバルーンを利用した本発明の一実施形態を例示した斜視図である。 本発明のシステムおよび方法の一実施形態を患者に使用している際の、患者の上面斜視図である。 本発明のシステムの一実施形態および患者について、患者の胸郭を破断し、左右の肋間経皮刺通し部の相対位置を例示した横断面図である。

Claims (91)

1. 組織に経壁外傷を設けるシステムであって、
   患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるよう構成された、組織を刺通す少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極と、
   前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで経壁外傷を設けるよう構成された電圧パルス発生器とを備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
   ことを特徴とするシステム。
2. 心房細動を治療するシステムであって、
   患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるよう構成された少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極と、
   前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させるよう構成された電圧パルス発生器とを備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
   ことを特徴とするシステム。
3. 心外膜組織部位において細胞に伝搬されるテスト電圧を測定するよう構成された監視用電極を更に備えている、請求項２に記載のシステム。
4. 前記テスト電圧は不可逆電気穿孔を生じるには不十分であることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
5. 前記システムは少なくとも１個のまた別なモノポーラ電極、すなわち、第３モノポーラ電極を更に備えており、少なくとも前記第１モノポーラ電極、前記第２モノポーラ電極、および、第３モノポーラ電極が電極配列を形成していることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
6. 前記電極配列は、心外膜組織部位に相対的に包囲する関係で設置される構成になっていることを特徴とする、請求項５に記載のシステム。
7. 前記電気穿孔は、実時間監視をしながら制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
8. 前記電気穿孔は、制御された態様で実施され、細胞膜に調節しながら穿孔を形成することができるようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
9. 前記電気穿孔は、制御された態様で実施され、心外膜組織部位の細胞に組織効果を生じると同時に周囲組織を保護することができるようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
10. 電気穿孔は電気インピーダンスの監視をしながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
11. 前記電気穿孔は、超音波を利用して監視されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
12. 前記電気穿孔は、磁気共鳴影像法（ＭＲＩ）を利用して監視されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
13. 前記電気穿孔は、ＣＴスキャンを利用して監視されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
14. 心外膜組織部位において細胞の電気穿孔の開始を検出することを更に含んでいる、請求項２に記載のシステム。
15. 心外膜組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果を監視することを更に含んでいる、請求項１４に記載のシステム。
16. 心外膜組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果が継続していることを検出することを更に含んでいる、請求項１４に記載のシステム。
17. 前記電気穿孔は、電圧の強度と持続時間を制御しながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
18. 前記電気穿孔は、実時間制御をしながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
19. 前記電気穿孔は、細胞膜を横断する質量移動を修正および制御することができる態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
20. 前記電気穿孔は、電圧の大きさを適切に選択しながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
21. 前記電気穿孔は、電圧印加時間を適切に選択しながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
22. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約5マイクロ秒から約62秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
23. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約90マイクロ秒から約110マイクロ秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
24. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約100マイクロ秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
25. 前記電圧パルス発生器は、約１個から15個のパルスを１パルスごとに約100マイクロ秒の持続時間のうちに印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２３に記載のシステム。
26. 前記電圧パルス発生器は、約8個のパルスを１パルスごとに約100マイクロ秒の持続時間のうちに印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２３に記載のシステム。
27. 前記電圧パルス発生器は、心外膜組織部位に電圧勾配を生成するのに、約50ボルト／cmから約8000ボルト／cmの範囲で生成するようにパルスを印加する構成になっていることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
28. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏100度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
29. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏75度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
30. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏60度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
31. 前記温度は摂氏50度、または、それ以下に維持されることを特徴とする、請求項３０に記載のシステム。
32. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏100度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
33. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏75度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
34. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏60度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
35. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏50度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
36. 前記第１モノポーラ電極は前記第２モノポーラ電極から約5 mmから10 cmの位置に設置されることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
37. 前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極は形状が円形であることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
38. 前記電圧パルス発生器は、前記心外膜組織部位における細胞の膜を恒久的に断裂させるのに十分な持続時間と大きさのパルスを印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
39. 心外膜組織部位の細胞に流れる電流の前記細胞にかかる電圧に対する電流対電圧比を検出し、前記電流対電圧比の変化に応じて前記心外膜組織部位に印加された電圧の大きさを調節することを特徴とする、請求項２に記載のシステム。
40. 心房細動を治療するシステムであって、
    患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるように構成されたバイポーラ電極と、
    第１電極と第２電極に接続されて、心外膜組織部位において細胞に電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器とを備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
41. 心外膜組織部位において細胞に伝搬されるテスト電圧を測定するよう構成された監視用電極を更に備えている、請求項４０に記載のシステム。
42. 前記テスト電圧は不可逆電気穿孔を生じるには不十分であることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
43. 少なくとも１個のまた別なバイポーラ電極、すなわち、第２バイポーラ電極を更に備えている、請求項４０に記載のシステム。
44. 前記電気穿孔は、実時間監視をしながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
45. 前記電気穿孔は、制御された態様で実施され、細胞膜に調節しながら穿孔を形成することができるようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
46. 前記電気穿孔は、制御された態様で実施され、心外膜組織部位の細胞に組織効果を生じると同時に周囲組織を保護することができるようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
47. 電気穿孔は電気インピーダンスの監視をしながら制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
48. 前記電気穿孔は、超音波を利用して監視されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
49. 前記電気穿孔は、磁気共鳴影像法（ＭＲＩ）を利用して監視されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
50. 前記電気穿孔は、ＣＴスキャンを利用して監視されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
51. 心外膜組織部位において細胞の電気穿孔の開始を検出することを更に含んでいる、請求項４０に記載のシステム。
52. 心外膜組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果を監視することを更に含んでいる、請求項５１に記載のシステム。
53. 心外膜組織部位における細胞の細胞膜に及ぼされる電気穿孔の効果が継続していることを検出することを更に含んでいる、請求項５１に記載のシステム。
54. 前記電気穿孔は、電圧の強度と持続時間を制御しながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
55. 前記電気穿孔は、実時間制御をしながら、制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
56. 前記電気穿孔は、細胞膜を横断する質量移動を修正および制御することができる態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
57. 前記電気穿孔は、電圧の大きさを適切に選択しながら制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
58. 前記電気穿孔は、電圧印加時間を適切に選択しながら制御された態様で実施されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
59. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約5マイクロ秒から約62秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
60. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約90マイクロ秒から約110マイクロ秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
61. 前記電圧パルス発生器は、１パルスごとに約100マイクロ秒の持続時間に亘って印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
62. 前記電圧パルス発生器は、約１個から15個のパルスを印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項６０に記載のシステム。
63. 前記電圧パルス発生器は、約8個のパルスを１パルスごとに約100マイクロ秒の持続時間のうちに印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項６０に記載のシステム。
64. 前記電圧パルス発生器は、心外膜組織部位に電圧勾配を生成するのに、約50ボルト／cmから約8000ボルト／cmの範囲で生成するようにパルスを印加する構成になっていることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
65. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏100度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
66. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏75度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
67. 前記心外膜組織部位の温度を監視し、また、前記パルスを調節することで心外膜組織部位の温度を摂氏60度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
68. 前記温度は摂氏50度、または、それ以下に維持されることを特徴とする、請求項６７に記載のシステム。
69. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏100度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
70. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏75度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
71. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏60度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
72. 電流対電圧比を温度に基づいて調節することにより、前記心外膜組織部位温度を摂氏50度、または、それ以下に維持するようにしたことを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
73. 前記第１電極は前記第２電極から約5 mmから10 cmの位置に設置されることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
74. 前記第１電極および前記第２電極は形状が円形であることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
75. 前記電圧パルス発生器は、前記心外膜組織部位における細胞の膜を恒久的に断裂させるのに十分な持続時間と大きさのパルスを印加するような構成になっていることを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
76. 心外膜組織部位の細胞に流れる電流の前記細胞にかかる電圧に対する電流対電圧比を検出し、前記電流対電圧比の変化に応じて前記心外膜組織部位に印加された電圧の大きさを調節することを特徴とする、請求項４０に記載のシステム。
77. 心房細動を治療するシステムであって、
    患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるように構成されている１個のバイポーラ電極と、
    前記バイポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスをバイポーラ電極の２極間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器とを備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
78. 心房細動を治療するシステムであって、前記システムは、
    少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極が膨脹可能なバルーンに設置されているカテーテル装置を備えており、前記バルーンの寸法は患者の心臓の心外膜組織部位に設置されてから拡張させられるように設定されており、前記システムは、
    前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器を更に備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
79. 心房細動を治療するシステムであって、前記システムは、
    少なくとも１個のバイポーラ電極、すなわち、第１バイポーラ電極が膨脹可能なバルーンに設置されているカテーテル装置を備えており、前記バルーンの寸法は患者の心臓の心外膜組織部位に設置されてから拡張させられるように設定されており、前記システムは、
    少なくとも前記第１バイポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１バイポーラ電極に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器を更に備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
80. 心外膜組織を融除する方法であって、
    少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極を電気穿孔装置に設ける段階と、
    前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極を患者の心臓の心外膜組織部位に設置する段階と、
    心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる段階とを含んでおり、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とする方法。
81. 心房細動を治療するシステムであって、前記システムは、
    患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるよう構成された少なくとも２個のモノポーラ電極、すなわち、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極を備えており、前記第１モノポーラ電極は直径が約0.5 mmから約1 cmであるとともに長さが約2 mmから約15 cmであり、前記第２モノポーラ電極は直径が約0.5 mmから約1 cmであるとともに長さが約2 mmから約15 cmであり、第１モノポーラ電極および第２モノポーラ電極は経壁的に線形外傷を形成し、前記システムは、
    前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを第１モノポーラ電極と第２モノポーラ電極の間に印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器を更に備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
82. 前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極のうちの少なくとも一方はワイヤ状の幾何学的形状を有していることを特徴とする、請求項８１に記載のシステム。
83. 前記第１モノポーラ電極および前記第２モノポーラ電極のうち少なくとも一方は平坦面電極または点電極であることを特徴とする、請求項８１に記載のシステム。
84. 心房細動を治療するシステムであって、前記システムは、
    患者の心臓の心外膜組織部位、または、その近辺に導入されるよう構成されている少なくとも１個のバイポーラ電極、すなわち、第１バイポーラ電極を備えており、前記第１バイポーラ電極は直径が約0.5 mmから約1 cmであるとともに長さが約2 mmから約15 cmであり、前記システムは、
    前記第１バイポーラ電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを印加して心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器を更に備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分である、
    ことを特徴とするシステム。
85. 少なくとも１個のまた別なバイポーラ電極、すなわち、第２バイポーラ電極を更に備えていることを特徴とする、請求項８４に記載のシステム。
86. 心房細動を治療するシステムであって、前記システムは、
    患者の心臓の心外膜組織、または、その近辺に導入されるよう構成された少なくとも１個の可変長さの電極、すなわち、第１の可変長さの電極と、
    前記第１の可変長さの電極に接続されているとともに、心外膜組織部位において細胞の電気穿孔を誘発するのに十分な電気パルスを印加することで心外膜組織部位の細胞を壊死させる構成になっている電圧パルス発生器とを備えており、前記電気パルスは心外膜組織部位の大半に熱損傷効果を生じるには不十分であり、前記システムは、
    前記第１の可変長さの電極の活性部分全体が組織に接触していることを検知するよう構成された検知装置を更に備えている、
    ことを特徴とするシステム。
87. 前記検知装置は機械検知装置であることを特徴とする、請求項８６に記載のシステム。
88. 前記検知装置は電気検知装置であることを特徴とする、請求項８６に記載のシステム。
89. 前記検知装置はインピーダンスを測定することを特徴とする、請求項８６に記載のシステム。
90. 前記可変長さの電極はモノポーラ電極であることを特徴とする、請求項８６に記載のシステム。
91. 前記可変長さの電極はバイポーラ電極であることを特徴とする、請求項８６に記載のシステム。

Images